JPH01242058A - 核磁気共鳴を用いた検査装置 - Google Patents
核磁気共鳴を用いた検査装置Info
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- JPH01242058A JPH01242058A JP63069422A JP6942288A JPH01242058A JP H01242058 A JPH01242058 A JP H01242058A JP 63069422 A JP63069422 A JP 63069422A JP 6942288 A JP6942288 A JP 6942288A JP H01242058 A JPH01242058 A JP H01242058A
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- magnetic resonance
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は核磁気共鳴（ＮＭＲ）を用いた検査装置に係り
、特に動いている部位を高い精度で撮影するのに好適な
超音波を用いた核磁気共鳴同期撮影装置に関するもので
ある。
、特に動いている部位を高い精度で撮影するのに好適な
超音波を用いた核磁気共鳴同期撮影装置に関するもので
ある。
従来、人体の頭部、腹部などの内部構造を非破壊的に検
査する装置として、Ｘ線ＣＴや超音波撮像装置が広く利
用されて来ている。近年、核磁気共鳴現象を用いて同様
の検査を行う試みが成功しＸ線ＣＴや超音波撮像装置で
は得られない情報を取得できることが明らかになって来
た。核磁気共鳴現象を用いた検査装置においては、検査
物体からの信号を物体各部に対応させて分離・識別する
必要がある。その１つに、検査物体に傾斜磁場を印加し
、物体各部の置かれた静磁場を異ならせ、これにより各
部の共鳴周波数あるいはフェーズ・エンコード量を異な
らせることで位置の情報を得る方法がある。
査する装置として、Ｘ線ＣＴや超音波撮像装置が広く利
用されて来ている。近年、核磁気共鳴現象を用いて同様
の検査を行う試みが成功しＸ線ＣＴや超音波撮像装置で
は得られない情報を取得できることが明らかになって来
た。核磁気共鳴現象を用いた検査装置においては、検査
物体からの信号を物体各部に対応させて分離・識別する
必要がある。その１つに、検査物体に傾斜磁場を印加し
、物体各部の置かれた静磁場を異ならせ、これにより各
部の共鳴周波数あるいはフェーズ・エンコード量を異な
らせることで位置の情報を得る方法がある。
その基本原理については、ジャーナル・オブ・マグネテ
ィック・レゾナンス誌（Ｊ 、 Ｍａｇｎ 、 Ｒｅ５
ｏｎ 、 ）第１８巻、第６９頁（１９７５年）に、あ
るいはフィジックス・オブ・メデイシン・アンド・バイ
オロジー誌（Ｐｈｙｓ、 Ｍｅｄ、 ＆ Ｂｉｏｌ、
）第２５巻。
ィック・レゾナンス誌（Ｊ 、 Ｍａｇｎ 、 Ｒｅ５
ｏｎ 、 ）第１８巻、第６９頁（１９７５年）に、あ
るいはフィジックス・オブ・メデイシン・アンド・バイ
オロジー誌（Ｐｈｙｓ、 Ｍｅｄ、 ＆ Ｂｉｏｌ、
）第２５巻。
第７５１頁（１９８０年）に報告されている。
さて、このような装置を用いて心＋１ｉ１１を撮影する
場合、２つの方法が考えられる。１つは、マンスフイー
ルドらが提案したエコープレチー法（ジャーナル・オブ
・マグネティック・レゾナンス誌。
場合、２つの方法が考えられる。１つは、マンスフイー
ルドらが提案したエコープレチー法（ジャーナル・オブ
・マグネティック・レゾナンス誌。
第２９巻、３５５頁（１９７５年））に代表される高速
撮影法である。他の１つは、心電あるいは血圧に同期し
て撮影する同期撮影法である。その−例は特開昭６２−
４４２３１号に記載されている。前者の方法では、傾斜
磁場を高速で切換える必要があるため、装置が大型とな
る。一方、後者の方法では、装置は従来のものをそのま
ま利用できるが、画質は同期の精度に大きく依存する。
撮影法である。他の１つは、心電あるいは血圧に同期し
て撮影する同期撮影法である。その−例は特開昭６２−
４４２３１号に記載されている。前者の方法では、傾斜
磁場を高速で切換える必要があるため、装置が大型とな
る。一方、後者の方法では、装置は従来のものをそのま
ま利用できるが、画質は同期の精度に大きく依存する。
上記の同期撮影法においては、心電あるいは血圧により
同期を行うが、これらが必ずしも心臓の動きに完全に対
応しているとは限らなかった。そのため撮影において生
じる同期誤差により、画質が劣化する問題があった。
同期を行うが、これらが必ずしも心臓の動きに完全に対
応しているとは限らなかった。そのため撮影において生
じる同期誤差により、画質が劣化する問題があった。
本発明の目的は、心１藏の動きに直接同期して撮影を行
うことにある。
うことにある。
上記目的は、心臓の壁あるいはそれに付随する血管を流
れる血流に超音波を照射し、反射して来た超音波から心
臓の動きを検出することにより、達成される。
れる血流に超音波を照射し、反射して来た超音波から心
臓の動きを検出することにより、達成される。
超音波は心臓の壁のように音響インピーダンスが急峻に
変化する部位に入射すると、その境界面で反射される性
質がある。しかも、超音波にはＮＭＲで用いられる静磁
場、傾斜磁場、高周波磁場との相互作用がほとんどない
ため、全く独立に動作させることが可能である。
変化する部位に入射すると、その境界面で反射される性
質がある。しかも、超音波にはＮＭＲで用いられる静磁
場、傾斜磁場、高周波磁場との相互作用がほとんどない
ため、全く独立に動作させることが可能である。
第１図は心臓の動きを検出する方法の原理を示すもので
ある。生体１９内の心臓２０に周波数Ｊの超音波を、超
音波送受波器２１により送信する。
ある。生体１９内の心臓２０に周波数Ｊの超音波を、超
音波送受波器２１により送信する。
心［２０と送受波器２１の距離をり、生体１９の平均音
速をＶとすると、超音波を送信してから反射波が送受波
器２１に到達するまでの時間Δｔは次式により与えられ
る。
速をＶとすると、超音波を送信してから反射波が送受波
器２１に到達するまでの時間Δｔは次式により与えられ
る。
Ｌ
Δｔ＝□ ・・・（１）■
生体の平均音速Ｖは約１５００ ｒｎ ／ ｓであるが
ら、Ｌが１０１であれば（１）式よりΔｔ＝１３３μＳ
となる。いま反射波の波数を５波、超音波の周波数ｆを
３ＭＨｚとすると、反射波の長さは１ｍとなる。この反
射波のピークの位置を検出することにより０．１〜０．
２ａｍ程度の誤差で心臓の位置を検出することが可能で
ある。第２図に示すパルスシーケンスは超音波の送受信
のタイミングを表わす。送信パルスＰＩが心臓に当って
反射され、それが検波されて信号Ｓ１となる。Ｐｒから
ＳＬまでの時間Δｔ１をカウンターで２１＋す定する。
ら、Ｌが１０１であれば（１）式よりΔｔ＝１３３μＳ
となる。いま反射波の波数を５波、超音波の周波数ｆを
３ＭＨｚとすると、反射波の長さは１ｍとなる。この反
射波のピークの位置を検出することにより０．１〜０．
２ａｍ程度の誤差で心臓の位置を検出することが可能で
ある。第２図に示すパルスシーケンスは超音波の送受信
のタイミングを表わす。送信パルスＰＩが心臓に当って
反射され、それが検波されて信号Ｓ１となる。Ｐｒから
ＳＬまでの時間Δｔ１をカウンターで２１＋す定する。
この時、送受波器２１から心１ｕ２ｏまでの距ＭＬは（
１）式から Ｌ＝−ΔｔｚＶ
・・・（２）で与えられる。これを各パルスについて測
定すれば、心臓の位置を知ることができる。なお、各パ
ルスの間隔Ｔは、前記例の場合１３３μｓより大きく選
べばよいため、極めて高速で心臓の位置を検出すること
ができる。
１）式から Ｌ＝−ΔｔｚＶ
・・・（２）で与えられる。これを各パルスについて測
定すれば、心臓の位置を知ることができる。なお、各パ
ルスの間隔Ｔは、前記例の場合１３３μｓより大きく選
べばよいため、極めて高速で心臓の位置を検出すること
ができる。
以下１本発明の実施例を図面に基づいて説明する。第３
図は本発明の一実施例である検査装置の構成を示すもの
である。
図は本発明の一実施例である検査装置の構成を示すもの
である。
図において、制御装置１は各装置へ種々の命令を一定の
タイミングで出力する。高周波パルス発生器２の出力は
増幅器３で増幅され、コイル４を励振する。コイル４は
同時に受信コイルを兼用しており、受信された信号成分
は増幅器５を通り。
タイミングで出力する。高周波パルス発生器２の出力は
増幅器３で増幅され、コイル４を励振する。コイル４は
同時に受信コイルを兼用しており、受信された信号成分
は増幅器５を通り。
検波器６で検波後、信号処理装置７で画像に変換される
。高周波パルス発生器２の出力は、検波器６で直角位相
検波する時の基準信号として用いられる。Ｚ方向及びそ
れに直角な方向の傾斜磁場の発生はそれぞれのコイル８
，９．１０で行ない、これらのコイルはそれぞれ増幅器
１１，１２゜１３により駆動される。静磁場の発生はコ
イル１４で行ない、コイル１４は電源１５により駆動さ
れる。コイル１０はコイル９と同じ形状をなし、コイル
９とはＺ軸のまわりに９０’回転させた関係にあり、互
いに直交する傾斜磁場を発生する。
。高周波パルス発生器２の出力は、検波器６で直角位相
検波する時の基準信号として用いられる。Ｚ方向及びそ
れに直角な方向の傾斜磁場の発生はそれぞれのコイル８
，９．１０で行ない、これらのコイルはそれぞれ増幅器
１１，１２゜１３により駆動される。静磁場の発生はコ
イル１４で行ない、コイル１４は電源１５により駆動さ
れる。コイル１０はコイル９と同じ形状をなし、コイル
９とはＺ軸のまわりに９０’回転させた関係にあり、互
いに直交する傾斜磁場を発生する。
検査対象である人体１６はベツド１７上に置かれ。
ベツド１７は支持台１８上を移動する。
さて２本実施例が従来装置と異なる点は、超音波送受信
器２１と距離測定器２２およびメモリ２３．２４とが付
加されたことである。そこで、具体的な撮影手順を第４
図を参照しながら述べる。
器２１と距離測定器２２およびメモリ２３．２４とが付
加されたことである。そこで、具体的な撮影手順を第４
図を参照しながら述べる。
ステップ１では心拍の１〜数周期に渡って心臓と超音波
送受波器との距離を計測する。具体的には、距Ｍ測定器
２２は先に第１図で示したように、一定周期Ｔでくり返
しパルス音波を発生し、毎回の送波後の反射波が検出さ
れるまでの時間Δｔを高周波クロックの計数などにより
計測し、この値を距離りに換算する。この毎回のＬの値
をメモリ２３に格納する６次にステップ２では同期撮影
する時相、つまり心臓の位置を選択し、それに対応する
距離をメモリ２４に格納する。ステップ３では超音波を
送受信しながら心Ｓまでの距離を距離測定器２２で測定
し、その値とメモリ２４との差の絶対値をΔＬとする。
送受波器との距離を計測する。具体的には、距Ｍ測定器
２２は先に第１図で示したように、一定周期Ｔでくり返
しパルス音波を発生し、毎回の送波後の反射波が検出さ
れるまでの時間Δｔを高周波クロックの計数などにより
計測し、この値を距離りに換算する。この毎回のＬの値
をメモリ２３に格納する６次にステップ２では同期撮影
する時相、つまり心臓の位置を選択し、それに対応する
距離をメモリ２４に格納する。ステップ３では超音波を
送受信しながら心Ｓまでの距離を距離測定器２２で測定
し、その値とメモリ２４との差の絶対値をΔＬとする。
ステップ４ではΔＬが判定値Ｅよりも小さければ超音波
の送受信を中止し、ＮＭＲ信号の計測を開始する。ステ
ップ５ではＮＭＲ信号の計８１１が終了後、再び超音波
の送受信を開始する。このステップ４におけるＮＭＲ信
号の計測は、本実施例においては、いわゆる２次元フー
リエ法により行なう、すなわち、所定の第１の方向に傾
斜磁場を印加した状態で、コイル４を用いて周波数選択
性の高周波磁場パルスを印加し、もって所定スライス内
のスピンのみを励起する。
の送受信を中止し、ＮＭＲ信号の計測を開始する。ステ
ップ５ではＮＭＲ信号の計８１１が終了後、再び超音波
の送受信を開始する。このステップ４におけるＮＭＲ信
号の計測は、本実施例においては、いわゆる２次元フー
リエ法により行なう、すなわち、所定の第１の方向に傾
斜磁場を印加した状態で、コイル４を用いて周波数選択
性の高周波磁場パルスを印加し、もって所定スライス内
のスピンのみを励起する。
次にスライス面内に沿った第２の方向にプログラマブル
な強度の傾斜磁場を印加してスピンの位置にこの方向の
位置情報をエンコードする１次に同じくスライス面内で
、かつ第２の方向と直角な第３の方向に一定の傾斜磁場
を印加し、この状態でＮＭＲ信号をコイル４から検出し
、検波器６で検波してサンプリングする。これら３方向
の傾斜磁場は、それぞれコイル８，９．１０を個々に用
いる。あるいはスライスが斜め方向の場合にはこれらの
コイルの合成磁場を用いる。さて、２次元フーリエイメ
ージングでは上記のエンコード用の傾斜磁場の強度をこ
の方向の絵素の数（例えば１２８）だけ変化させて上記
のシーケンスをくり返す必要がある。ただし、特開昭６
１−１６８０４１に記載されているように、スピン励起
のフリップ角を９０＠より小さくすれば、くり返しの間
隔をせばめることができる。しかしながら、いずれにし
ても拍動による目的部位の移動により、この複数回のく
り返しを１回の計測時間内に行なうことは不可能なので
、Ｎ回のくり返しをｎ回（ｎ ＜ Ｎ ）ずつにわけて
行なう、すなわち、ステップ３でΔＬがεより小となっ
た時点で所定回数ｎ回の計測をくり返し、−回の計測時
１ｍ内でのＮＭＲ信号の計８１Ｑを終了する。
な強度の傾斜磁場を印加してスピンの位置にこの方向の
位置情報をエンコードする１次に同じくスライス面内で
、かつ第２の方向と直角な第３の方向に一定の傾斜磁場
を印加し、この状態でＮＭＲ信号をコイル４から検出し
、検波器６で検波してサンプリングする。これら３方向
の傾斜磁場は、それぞれコイル８，９．１０を個々に用
いる。あるいはスライスが斜め方向の場合にはこれらの
コイルの合成磁場を用いる。さて、２次元フーリエイメ
ージングでは上記のエンコード用の傾斜磁場の強度をこ
の方向の絵素の数（例えば１２８）だけ変化させて上記
のシーケンスをくり返す必要がある。ただし、特開昭６
１−１６８０４１に記載されているように、スピン励起
のフリップ角を９０＠より小さくすれば、くり返しの間
隔をせばめることができる。しかしながら、いずれにし
ても拍動による目的部位の移動により、この複数回のく
り返しを１回の計測時間内に行なうことは不可能なので
、Ｎ回のくり返しをｎ回（ｎ ＜ Ｎ ）ずつにわけて
行なう、すなわち、ステップ３でΔＬがεより小となっ
た時点で所定回数ｎ回の計測をくり返し、−回の計測時
１ｍ内でのＮＭＲ信号の計８１Ｑを終了する。
この後はステップ３に戻り、ステップ３がらステップ５
までを繰り返し、１画面のイメージングに必要なＮ回の
計測を行なった時点で全ての測定を終了する。すなわち
、拍動による心臓の動きを実際にモニタし、目的部内が
所定の位置の近傍にある期間のみ、複数回に分けてＮＭ
Ｒ信号を計？ｌ１１することができ１拍動などによるボ
ケをほぼ完全に除去した像を得ることができる。
までを繰り返し、１画面のイメージングに必要なＮ回の
計測を行なった時点で全ての測定を終了する。すなわち
、拍動による心臓の動きを実際にモニタし、目的部内が
所定の位置の近傍にある期間のみ、複数回に分けてＮＭ
Ｒ信号を計？ｌ１１することができ１拍動などによるボ
ケをほぼ完全に除去した像を得ることができる。
本発明の２番目の実施例として、心臓を超音波送受波器
との距離を測定する他の方法を第５図に示す。
との距離を測定する他の方法を第５図に示す。
この方法は、物体の音速測定によく用いられるシング・
アラウンド法を利用するものである。すなわち、送受波
器２１の出力は送受分離回路２７を通って受信アンプ２
５に入力する。受信アンプの出力は送信アンプ２６のト
リガ端子に接続されており、受信アンプに信号が入って
くると、ある時間遅れτ後に送信アンプ２６から送受波
器２１に送信パルスが出力される。トリガ信号の周波数
はｆ／Ｖ変換器２７により電圧に変換される。ここで、
送信パルスの漏れ信号が受信アンプに入力するが、これ
を防ぐために、送信アンプがパルスを出している間はト
リガを不感状態にしておくことが必要である。このよう
な装置構成にすると、１度トリガパルスを人力すると、
その後は次式で表わされる周波数で自走する。
アラウンド法を利用するものである。すなわち、送受波
器２１の出力は送受分離回路２７を通って受信アンプ２
５に入力する。受信アンプの出力は送信アンプ２６のト
リガ端子に接続されており、受信アンプに信号が入って
くると、ある時間遅れτ後に送信アンプ２６から送受波
器２１に送信パルスが出力される。トリガ信号の周波数
はｆ／Ｖ変換器２７により電圧に変換される。ここで、
送信パルスの漏れ信号が受信アンプに入力するが、これ
を防ぐために、送信アンプがパルスを出している間はト
リガを不感状態にしておくことが必要である。このよう
な装置構成にすると、１度トリガパルスを人力すると、
その後は次式で表わされる周波数で自走する。
従って、２７により検出されるこの自走周波数は、心臓
の位置に関するデータを示している。
の位置に関するデータを示している。
なお、超音波の送受信を行なう送受波器２１には通常Ｐ
ＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛）が電気音響変換部に用い
られるが、本発明のように電気音響変換部に含まれる金
属により静磁場分布が影響を受ける場合には、ＰＶＤＦ
（ポリ弗化ビニリデン）などの有機化合物あるいは両
者の混合体などを用いるのが望ましい。
ＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛）が電気音響変換部に用い
られるが、本発明のように電気音響変換部に含まれる金
属により静磁場分布が影響を受ける場合には、ＰＶＤＦ
（ポリ弗化ビニリデン）などの有機化合物あるいは両
者の混合体などを用いるのが望ましい。
以上の実施例では、心拍による目的部位の移動を例にと
って、これによるボケの生じない撮像について述べたが
、本発明においては、部位の位置そのものをモニタしな
がら同期撮像を行なうので拍動のみならず、呼吸による
肺や横隔膜の周期的移動における画像のボケを除去した
撮像も行なうことができるのは明らかである。
って、これによるボケの生じない撮像について述べたが
、本発明においては、部位の位置そのものをモニタしな
がら同期撮像を行なうので拍動のみならず、呼吸による
肺や横隔膜の周期的移動における画像のボケを除去した
撮像も行なうことができるのは明らかである。
本発明によれば、ＮＭＲを用いた同期撮影法において、
高精度で同期をとることができるので、心臓、肺などの
動きのある臓器を精度良く撮影するのに効果がある。
高精度で同期をとることができるので、心臓、肺などの
動きのある臓器を精度良く撮影するのに効果がある。
第１図は本発明の原理を示す図、第２図は本発明の詳細
な説明するためのパルスシーケンス、第３図は本発明を
実現するための装［楕成図、第４図は測定手順、第５図
は本発明の他の実施例を表第 １ 口 第 ２ ロ ＄ 、３ 口
な説明するためのパルスシーケンス、第３図は本発明を
実現するための装［楕成図、第４図は測定手順、第５図
は本発明の他の実施例を表第 １ 口 第 ２ ロ ＄ 、３ 口
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、静磁場、傾斜磁場および高周波磁場の各磁場発生手
段と、検査対象からの核磁気共鳴信号を検出する信号検
出手段と、該信号検出手段の検出信号の演算を行う計算
機および該計算機による演算結果の出力手段を有する核
磁気共鳴を用いた検査装置において、パルス状超音波を
検査対象の内部に送信しその反射音波を、受波する手段
、および該検査対象内部の所定部位からの反射音波の検
出時間から検査対象の動きを検出する手段を有し、その
結果を用いて前記所定部位の動きに同期して撮影するこ
とを特徴とする超音波を用いた核磁気共鳴同期撮影装置
。 ２、特許請求範囲第１項に記載の超音波の送受信手段と
して有機圧電体あるいは複合体を用いることを特徴とす
る超音波を用いた核磁気共鳴同期撮影装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63069422A JP2664189B2 (ja) | 1988-03-25 | 1988-03-25 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
| US07/478,739 US5032793A (en) | 1988-03-25 | 1990-02-09 | NMR gated imaging apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63069422A JP2664189B2 (ja) | 1988-03-25 | 1988-03-25 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01242058A true JPH01242058A (ja) | 1989-09-27 |
| JP2664189B2 JP2664189B2 (ja) | 1997-10-15 |
Family
ID=13402164
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63069422A Expired - Fee Related JP2664189B2 (ja) | 1988-03-25 | 1988-03-25 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2664189B2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2008014725A3 (en) * | 2006-07-31 | 2008-03-13 | Univerzita Karlova 3 Lekarska | Device for generation of a triggering signal |
| WO2008017493A3 (de) * | 2006-08-10 | 2008-04-10 | Vamp Verfahren Und App Der Med | Vorrichtung und verfahren zur bestimmung der optimalen bildrekonstruktionsphase für sich quasiperiodisch bewegende objekte |
-
1988
- 1988-03-25 JP JP63069422A patent/JP2664189B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2008014725A3 (en) * | 2006-07-31 | 2008-03-13 | Univerzita Karlova 3 Lekarska | Device for generation of a triggering signal |
| WO2008017493A3 (de) * | 2006-08-10 | 2008-04-10 | Vamp Verfahren Und App Der Med | Vorrichtung und verfahren zur bestimmung der optimalen bildrekonstruktionsphase für sich quasiperiodisch bewegende objekte |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2664189B2 (ja) | 1997-10-15 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
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