JPH02224740A - 磁気共鳴画像撮影装置 - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明はシネスキャン実現可能な磁気共鳴画像撮影装置
（以下ＭＨＩという）に関し、特に心拍の任意の位相で
画像を得ることのできるＭＨＩに関する。

（従来の技術） 原子核を静磁場中におくと、原子核は磁界の強さと原子
核の種類によって異なる定数に比例した角速度で歳差運
動をする。この静磁場に垂直な軸に前記の周波数の高周
波回転磁場を印加すると磁気共鳴がおこり、前記定数を
有する特定の原子核の集団は共鳴条件を満足する高周波
磁場によって準位間の遷移を生じ、エネルギー準位の高
い方の準位に遷移する。共鳴後高い準位に励起された原
子核は低い準位に戻ってエネルギーの放射を行う。

ＭＨＩはこの特定の原子核による核磁気共鳴（以下ＮＭ
Ｒという）現象を観察して被検体の断層像を撮像する装
置である。

ＭＲＩにおいてフーリエ変換法に用いる高周波磁場及び
勾配磁場印加のパルスシーケンスを第５図に示す。図に
おいて、（イ）図はそれぞれり−ド軸、ワープ軸、スラ
イス軸であるＸ＋　　Ｙ＋　　Ｚ軸にＧｘ、Ｇｙ、Ｇｚ
の勾配磁場を与え、高周波磁場をＸ軸に印加する状態を
示す図で、（ロ）図はそれぞれの磁場を印加するタイミ
ングを示す図である。期間１において、励起パルス１と
スライス勾配２によりｚ−０を中心とする２方向に垂直
なスライス面内のスピンが選択的に励起される。期間２
のリフェーズ勾配３はスライス勾配２により乱れたスピ
ンの位相を元に戻すためのものである。

同じ期間２のデイフェーズ勾配４はデータ読み出し期間
４の時間的中心にＳＥ信号５の中心が一致するようにス
ピンに場所に応じた位相差を与えるためのものである。

期間２では更にｙ方向の位置に比例してスピンの位相を
ずらせてやるためのワーブ勾配６を印加しており、ワー
ブ勾配６は毎周期その強度即ち位相エンコード量を変え
て印加されている。その後反転パルス７を与えて磁気モ
ーメントを揃え、その後に現れるＳＥ信号５を観察する
。期間４ではＸ軸にリード勾配８を印加する。

これにより、デイフェーズ勾配４で与えられた位相差は
、期間４のリード勾配８の時間的中心で相殺されＳＥ信
号５が現れる。このシーケンスをビューといい、パルス
繰り返し周期ＴＲ後に再び励起パルス１を加えて、次の
ビューを開始する。

上記のようなＭＲＩによって心臓等循環系の画像撮影を
行う方法として、現在、被検者の心拍の任意の位相にお
ける像を得ることのできるシネスキャンという方法があ
る。この方法は第５図のパルスシーケンスとは異なり、
高速スキャン法を用いてデータを収集する一方、心電信
号に同期させて、心拍周期毎に位相エンコード量を変化
させる方法である。高速スキャン法のパルスシーケンス
の一例を第６図に示す。図において、第５図と同等の部
分には同一の符号を付しである。通常、９０＠より小さ
いフリップ角α０で励起し、反転パルスを用いる代りに
リード軸の勾配を反転させることで信号を得ているので
、ＴＲを短くとることができ、高速のスキャンが可能に
なっている。

シネスキャンでは、高速スキャン法を用いて１心拍周期
内に複数回のデータ収集を行う一方、心電信号に同期さ
せて、心拍周期毎に、位相エンコード量、つまり第６図
のワーブ勾配６の大きさを変化させる。第７図は、この
ことを示す概念図である。図において、（イ）は被検体
から別途採取している心電信号の図で、１０はその波形
中のＲ波である。（ロ）は心電信号に同期して変化させ
る位相エンコード量の図で、心電信号の１心拍毎にワー
ブ勾配の大きさを切り替えている。（ハ）は１心拍中に
複数のデータを採取するデータ収集のタイミングを示し
ている図である。この方法によれば、例えば、２５６ビ
ユーのスキャンを行うとき、心拍２５６回の間に２５６
回の異なる位相エンコード量のワーブ勾配に対するデー
タが取得される。これから任意の心拍位相における像を
得るためには、各位相エンコードにおける所望の心拍位
相のデータを同一位相エンコード量のデータから、求め
る心拍位相の前後のデータを按分比例する等の方法で補
間データを生成すればよい。位相エンコード量の切り替
えに関しては、スキャンと並行して心電信号を観測し、
（イ）の心電信号を得てそのＲ波１０等からトリガを取
り出すことによりタイミングを規定している。

（発明が解決しようとする課題） ところで、ＭＨＩにおけるスキャンでは、第５図に示す
ように上記のワーブ勾配６の他に、スライス面を選択す
るためのスライス勾配２やデータを収集する際のリード
勾配８を用いるが、これらの勾配磁場が変化する立上り
や立下り時点で心電信号のラインにノイズが誘導される
。第８図において、（イ）は本来の心電波形のＲ波１０
の信号を示し、（ロ）は他の勾配磁場印加のために生ず
るノイズ１１を示している。（ハ）は心電波形のＲ波１
０にノイズ１１が重畳した波形の図で、心電信号のライ
ンの波形はこの（ハ）のような波形である。従って、心
拍に同期した適切なトリガを生成することができない。

一つの方法として、フィルタを通して勾配ノイズを除去
する方法もあるが、心電信号の小さい人の場合等心電信
号とノイズの分離が困難な場合があって万全ではない。

本発明は上記の点に鑑みてなされたもので、その目的は
、勾配電流によるノイズの影響を受けないで心臓の動き
を検出し、その心臓の動きに対する任意の心拍位相の画
像データを得ることのできるＭＨＩを実現することにあ
る。

（課題を解決するための手段） 前記の課題を解決する本発明は、シネスキャンを実現し
得る磁気共鳴画像撮影装置において、被検体から心電信
号を取り出す心電信号検出手段と、勾配ノイズの影響を
受けない方法で被検体の心臓の拍動信号を取り出す拍動
検出手段と、前記拍動信号の前記心電信号中の基準波か
らの遅れの平均時間を求める測定手段と、前記拍動信号
に基づいてトリガ信号を発生するトリガ発生手段と、前
記トリガ信号により位相エンコード量を逐次切り替える
手段と、前記測定手段の出力の遅れ時間と前記トリガ信
号とにより前記心電信号の基準波の位置を推定する演算
手段と、前記推定された基準波の時間間隔に基づき測定
すべき心拍位相点を決定する心拍位相点決定手段とを具
備することを特徴とするものである。

（作用） 心電信号検出手段からの心電信号により拍動検出手段か
ら得た拍動信号の心電信号の基準波からの遅れ時間を推
定し、拍動信号によりトリガを発生させ、トリガに基づ
いて位相エンコード量の切り替えを行うと共にトリガか
ら前記遅れ時間を差し引いた時間を心電信号の基準波の
時点と推定して、前記推定した心電信号の基準波を基に
所望の心拍位相点を決定する。

（実施例） 以下、図面を参照して本発明の実施例を詳細に説明する
。

第１図は本発明の一実施例のＭＲＩのブロック図である
。図において、２１は内部に被検体を挿入するための空
間部分（孔）を有し、この空間部分を取巻くようにして
、被検体に一定の静磁場を印加する静磁場コイルと勾配
磁場を発生する勾配磁場コイル゛（勾配磁場コイルはｘ
、ｙ、ｚの３軸のコイルを備えている。）と被検体内の
原子核のスピンを励起するためのＲＦパルスを与えるＲ
Ｆ送信コイルと被検体からのＮＭＲ信号を検出する受信
コイル等が配置されているマグネットアセンブリである
。静磁場コイル、勾配磁場コイル、ＲＦ送信コイル及び
受信コイルは、それぞれ静磁場電源２２、勾配磁場駆動
回路２３、ＲＦ電力増幅器２４及び前置増幅器２５に接
続されている。

シーケンス記憶回路２６は計算機２７からの指令に従っ
て任意のビューで、ゲート変調回路２８を操作（所定の
タイミングでＲＦ発振回路２９のＲＦ出力信号を変調）
し、第６図のパルスシーケンスに基づ（ＲＦパルス信号
をＲＦ電力増幅器２４からＲＦ送信コイルに印加する。

又、シーケンス記憶回路２６は、同じく第６図のパルス
シーケンスに基づくシーケンス信号によって勾配磁場駆
動回路２３を操作して、Ｘｒ　　）’＋　　ｚの３軸に
それぞれ勾配磁場を供給する。３０はＲＦ発振回路２９
の出力を参照信号として、前置増幅器２５の受信信号出
力を位相検波する位相検波器である。

この出力信号はＡＤ変換器３１においてディジタル信号
に変換され、計算機２７に入力される。

３２は計算機２７に種々のパルスシーケンスの実現のた
めの指示及び種々の設定値等の入力をするための操作コ
ンソール、３３は計算機２７で再構成された画像を表示
する表示装置である。３４はマグネットアセンブリ２１
内の被検者に取り付けられた電極から取り込まれた心電
波形を検出する心電検出回路で、この信号は計算機２７
に人力される。３５はマグネットアセンブリ２１から外
に出ていて、勾配電流の影響のない末端部から心臓の膨
張収縮に基づく動脈壁の拍動である脈波を採取する脈波
検出回路で、その出力は計算機２７に入力され、スキャ
ンシーケンスを制御するトリガ信号として使われる。

次に、上記のように構成された実施例の装置の動作を説
明する。通常の動作においては、操作コンソール３２を
操作してパルスシーケンスのタイミング、ＲＦパルスの
振幅、パルス幅等の設定を行ない、計算機２７に前記設
定値に基づく信号を入力する。計算機２７は前記設定値
に基づいて制御信号を発生し、シーケンス記憶回路２６
に送る。

シーケンス記憶回路２６は前記の信号に基づき勾配磁場
駆動回路２３を制御して所定のパルスシーケンスの勾配
磁場を作らせ、又、ゲート変調回路２８を制御する。ゲ
ート変調回路２８はＲＦ発振回路２９で発振し出力され
たＲＦ倍信号設定されたパルス幅、振幅を有する信号に
変調し、被変調ＲＦパルスをＲＦ電力増幅器２４に供給
する。この被変調ＲＦパルスはＲＦ電力増幅器２４にお
いて増幅され、マグネットアセンブリ２１に静磁場電源
２２によって生ずる静磁場中において、勾配磁場駆動回
路２３によって各軸に与えられた勾配磁場と相俟って励
起したスピンを共鳴させる。次いでリード勾配を繰り返
し反転させて生じた信号は受信され、前置増幅器２５で
増幅され、位相検波器３０に入力される。位相検波器３
０は、ＲＦ発振回路２９の出力を参照信号として人力Ｎ
ＭＲ信号を位相検波し、その出力信号をＡＤ変換器３１
に送る。ＡＤ変換器３１においてディジタル信号に変換
されたＮＭＲ信号は、計算機２７においてスキャンシー
ケンスに応じた所定の処理により、画像再構成されて表
示装置３３に表示される。

心電信号に同期してスキャンシーケンスを制御する場合
は、操作者はスキャンを開始する前に、心電検出回路３
４と脈波検出回路３５で検出され計算機２７に入力され
た被検体の心電信号と脈波信号を表示装置３３により観
測する。心電信号と脈波信号の関係を第２図に示す。図
において、（イ）は心電検出回路３４の出力信号である
心電信号の図、（ロ）は（イ）の心電信号のＲ波１０を
基準として発生されるＲ波によるトリガ４０の図、（ハ
）は脈波検出回路３５で検出された脈波４１を示す図で
ある。脈波４１は、心臓と脈波検出箇所とは離れている
ので、心臓から血液が送り出されて脈波検出箇所に到達
するまでの伝達時間だけ位相が遅れて検出される。この
位相遅れの時間は装置、被検者毎に略一定であるが、図
示のようにｉｌ＋　　ｉ２＋　　ｉ３＋　・・・と多少
のばらつきが予想される。操作者は一定心拍数の間、心
電信号と脈波信号の測定を続け、遅れ時間ｉ１＋　　ｉ
２＋ｉ３＋　・・・の平均値Ｔ６と心拍周期の平均値Ｔ
ｃを求めて計算機２７に入力して記憶させておく。

Ｔａ、Ｔ−が得られたらこの後心電信号を採取しなくて
もよい。

操作者は所望する心拍の位相又は位相の範囲を操作コン
ソール３２により計算機２７に入力して指定する。この
指定はＲ波１０間の間隔の％等の割合で指定するように
すればよい。計算機２７は操作コンソール３２により入
力された設定値に基づき制御信号を発生し、シーケンス
記憶回路２６に送る。シーケンス記憶回路２６は前記の
信号に基づき勾配磁場駆動回路２３、ゲート変調回路２
８を制御しシネスキャンのシーケンスで脈波信号に基づ
き作られたトリガによりスキャンが開始される。このと
き指定された位相もシーケンス記憶回路２６に送られて
シーケンスに組み入れられる。

シネスキャンのシーケンスで収集されたエコー信号は前
置増幅器２５で増幅され、位相検波器３０で検波され、
ＡＤ変換器３１でディジタル信号に変換されて計算機２
７に入力される。この時、位相エンコード量の切り替え
タイミングは、勾配ノイズの影響を受けない脈波信号か
ら生成されるトリガを用いる。

このようにすることにより、第３図に示すように、位相
エンコード量切り替えのタイミングは脈波信号により生
成されたトリガ信号から分かっており、又、本来あるべ
きＲ波のタイミングは、脈波信号のＲ波１０からの平均
遅れ時間Ｔｄが記憶されているため、上記トリガ信号か
ら計算して求めることができるので、各位相エンコード
量に対し、操作者が指定して、計算機２７に入力した所
望の心拍位相におけるデータを得ることができる。

第３図において、（イ）は脈波信号に基づいて生成され
た脈波によるトリガ４２を示す図、（ロ）は（イ）のト
リガ信号により切り替えられる位相エンコードを示す図
、（ハ）は第２図において測定された心電信号のＲ波１
０からの脈波信号の遅れ時間の平均値Ｔｄだけ脈波によ
るトリガ４２を基にして時間を早めて推定されるＲ波４
３のあるベき時間的位置を示した図である。従って、所
望の心拍位相におけるデータは、（ハ）の推定されるＲ
波４３の間隔に対する指定の割合における心拍位相点で
得られる。

ここで、心拍の周期が一定でないときは、第４図に示す
ようにそれぞれの位相エンコードに対する心拍位相デー
タが揃わない場合がある。第４図において、第３図と同
等の部分には同一の符号を付しである。（イ）は脈波に
よるトリガ４２を示す図で、その間隔が不均一な場合を
示しである。

（ロ）は脈波によるトリガ４２に基づいて切り替える位
相エンコードの図で、位相エンコード量ａ。

ｂ、ｃの位相エンコードの持続時間はそれぞれτ１．τ
２．τ、である。（ハ）は脈波によるトリガ４２から遅
れ時間Ｔｄだｌす早い時点にあると推定されるＲ波４３
の位置を示す図で、以上の図は第３図と同様な図である
が、脈波の周期が不斉−な点が異なっている。（ニ）は
推定されるＲ波４３の間隔のｎ％である所望の心拍位相
点の位置を示す図である。各心拍位相点の位置を０１゜
θ２．θ、とすると、θ１．θ２．θ、はそれぞれ推定
されるＲ波４３の位置からτ、Ｘｎ％。

τ２Ｘｎ％、τ３Ｘｎ％の値であって、図より明らかな
ようにτ２が小さいため、τ２Ｘｎ％の位置であるθ２
は位相エンコードｂの中には入らず、位相エンコードａ
の位置にあり、位相エンコードｂにおける心拍位相デー
タが得られない。この場合、全位相エンコード量に関し
てスキャンが終了した時点で、指定心拍位相ｎ％に対し
、全位相エンコード量のデータが揃っているかどうかを
チエツクする。第４図に示すようにデータの欠落があれ
ば、その位相エンコード量についてデータが得られるま
で、オーバスキャンを行う。このようにして所望の心拍
位相について全位相エンコード量のデータを揃えること
ができる。

以上説明したように本実施例によれば、勾配ノイズの影
響を受けない方法でシネスキャンが実施できるので、位
相エンコード量切り替えのタイミングを誤りな（捉える
ことができる。このとき、勾配ノイズを除去するための
フィルタ等は不要である。又、心電信号のＲ波と、スキ
ャンに用いるトリガとのずれ時間を予め測定しておくの
で、心拍同期信号の採取にどのような方法を用いても、
所望の心拍位相像を得ることができる。

尚、本発明は上記実施例に限定されるものではない。上
記実施例では、心拍に同期した信号として脈波信号を用
いたが、脈波信号の代りに心音を用いてもよい。このと
き採取した心音からトリガを生成する以外は前記実施例
と同様である。

（発明の効果） 以上詳細に説明したように本発明によれば、勾配電流に
よるノイズの影響を受けないで心臓の動きを検出し、そ
の心臓の動きに対する任意′の心拍位相の画像データを
得ることができるようになり、実用上の効果は大きい。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例のＭＨＩのブロック図、第２
図は心電信号と脈波信号の関係を示す図、第３図は脈波
から推定されるＲ波信号の位置を示す図、第４図は脈波
不斉−の場合の心拍位相点を示す図、第５図は通常のＭ
ＨＩのパルスシーケンスの図、第６図は高速スキャン法
のパルスシーケンスの１例を示す図、第７図は従来のシ
ネスキャンによるデータ収集の説明図、第８図は心電波
形に勾配ノイズが重畳した心電波形の図である。 １・・・励起パルス　　２・・・スライス勾配５・・・
ＳＥ倍信号　　６・・・ワープ勾配８・・・リード勾配
　　１０・・・Ｒ波１１・・・ノイズ　　　２１・・・
マグネットアセンブリ２２・・・静磁場電源　２３・・
・勾配磁場駆動回路２４・・・ＲＦｍ力増幅器　　　２
５・・・前置増幅器２６・・・シーケンス記憶回路　２
７・・・計算機２９・・・ＲＦ発振回路　　　　３０・
・・位相検波器３２・・・操作コンソール　　　３３・
・・表示装置３４・・・心電検出回路　　　　３５・・
・脈波検出回路４１・・・脈波 ４２・・・脈波によるトリガ ４３・・・推定されるＲ波 特許出願人　横河メディカルシステム株式会社第６図

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. シネスキャンを実現し得る磁気共鳴画像撮影装置におい
   て、被検体から心電信号を取り出す心電信号検出手段と
   、勾配ノイズの影響を受けない方法で被検体の心臓の拍
   動信号を取り出す拍動検出手段と、前記拍動信号の前記
   心電信号中の基準波からの遅れの平均時間を求める測定
   手段と、前記拍動信号に基づいてトリガ信号を発生する
   トリガ発生手段と、前記トリガ信号により位相エンコー
   ド量を逐次切り替える手段と、前記測定手段の出力の遅
   れ時間と前記トリガ信号とにより前記心電信号の基準波
   の位置を推定する演算手段と、前記推定された基準波の
   時間間隔に基づき測定すべき心拍位相点を決定する心拍
   位相点決定手段とを具備することを特徴とする磁気共鳴
   画像撮影装置。