JPS59155239A - 診断用核磁気共鳴装置 - 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】 〔発明の技術分野〕 本発明は原子核の電磁波に対する共鳴現象である核磁気
共鳴（Ｎｕｃｌｅａｒ　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ｏｎ
ａｎｃｅ；以下薦と称する）を利用して被検体中の各組
織に存在する特定の原子核による情報であるＮＭＲ信号
を被検体の外部で無侵襲に測定することによシ、医学的
診断に供する情報を得ることのできる診断用核磁気共鳴
装置に関するものである。

〔発明の技術的背景〕

被検体の所望断層面に対して種々の投影方向よシ得られ
たＸ線吸収データ或いは核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）
等をもとにコンピュータにより画像再構成処理して前記
断層面の画像を得るＣＴ装置で、例えば被検体の腹部の
断層像を得る場合等において、被検体の呼吸等による内
臓器の位置の動きは、得られた画像を不鮮明（ピント〆
ケ）にする主たる要因となる。特に診断用核磁気共鳴装
置（以下、ＮＭＲ−ＣＴと称する）においては、プロジ
ェクションデータ（撮影断面に対する各投影方向の収集
データ）の収集に数分間必要なため、腹部や胸部等の撮
影を行う場合、呼吸等の影響による臓器のボケが著しい
。

そこで、ＮＭＲ−ＣＴに呼吸同期装置を組み合せ、例え
ば呼吸曲線の吸気時に同期して被検者の撮影対象部位の
グロジェクシｌンデータを収集し、この収集した各投影
方向からのプロジェクションデータをもとに画像再構成
を行うようにすれば、各プロジェクションデータは被検
者の同一呼吸状態時点に収集したデータとなるので、ボ
ケの無い鮮明な再構成画像が得られることになる。

ところで、従来、呼吸同期装置としては被検体に微弱な
高周波電流を流し、呼吸によって変動する生体インピー
ダンスから呼吸曲線を取シ出すインピーダンス法を利用
したものがある。

しかしながら、ＮＭＲ−ＣＴは非常に均一な磁場内にお
けるＮＭＲ現象を利用した装置であるため、上記従来方
式による呼吸同期装置では生体に電流を流したときに発
生する磁界によって磁場を乱、ＮＭＲ信号の検出が出来
ない。

ここでＮＭＲ現象について説明しておく。即ち、多くの
原子核にはそれぞれに固有な回転、すなわち、スピンが
あってそのために角運動量を持っている。そして、核は
電荷を持っているので、スピンはその軸のまわシを流れ
る電流に相当し、小さな磁場を発生する。従って、スピ
ンが零でない限シ、核は磁気モーメント（磁気双極子）
を持つことになる。

通常、スピンを持つ核の磁気双極子は勝手な方向を向い
ているが、これを磁場の中に置くと磁気双極子が磁力線
の方向に配向する。水嵩の原子核である陽子（１Ｈ）の
ようにスピンが捧の核では、双極子に許される配向は磁
場に平行か逆平行（逆向き）かの２通）だけである。二
つの配向はエネルギがわずかに異なっており、これはエ
ネルギ準位のゼーマン分裂と呼ばれている。

原子核の集団が全体としてどのような磁気的ふるまいを
するかは巨視的磁化ベクトル材を定義することで知るこ
とができる。Ｍは測定しようとする試料の中で注目して
いる核の磁気モーメントすべてを加え合わせた正味の値
を表わす。

外から磁場をかけなければ、巨視的磁化は当然零である
が、試料に磁場を加えると核双極子は配向するから、磁
場と平行な巨視的磁化が発生する。この方向を習慣的に
２軸と定める。

回転している核はあたかも小さな「こま」がジャイロス
コープのようにふるまう。

回転しているソヤイロスコープの軸を垂直から傾けると
、いわゆる「みそすシ運動」即ち、一般に歳差運動と呼
ばれる運動をはじめるが、磁場中で回転している核の集
団に相当するのが巨視的な磁化ベクトル閃であるから、
これを２軸方向から傾けると、同じようにＭはｚ軸のま
わシに歳差運動をはじめる。

とのＭを傾ける方法としてはｚ軸方向に与えた静磁場に
対して垂直なＸ、Ｙ面内にくるくると回転する非常に小
さな磁場を加えてやれば良く、実際には回転磁場は高周
波電源からコイルを通して試料に加える方法をとる。

ただし、加える高周波磁場の周波数が試料中の核の歳差
周波数と一致するようにしなければ々らない。即ち、い
わゆる共鳴現象を起こさせるわけであシ、このため、核
磁気共鳴と呼ばれる。

量子力学的にみると核が集って出来た巨視的磁化が、平
衡位置から傾くことは、低いエネルギ準位から高いエネ
ルギ準位への遷移と同じことでおり、高周波磁場の周波
数が二つのエネルギ準位間の磁気エネルギの差に等しい
時だけ遷移が起こる。共鳴させる角周波数ω０はラモー
ア周波数とも呼ばれ、外から加えた静磁場の強さとの間
に簡単な数学的関係を持つ。即ち、周波数ωＧは磁場の
強さＨｏに磁気回転比γを乗じたものに等しい。

ここで磁気回転比ｒとはスピンが零でない核それぞれに
固有の定数であシ、例えば１テスラ（１万ガウス）の磁
場中の水素核（陽子）の共鳴周波数は４２−５７　ＭＨ
ｚ　、リン３１　（３１Ｐ）Ｏ共鳴周波数は１テスラの
磁場中で１７．２４　ＭＨｚと云った具合である。これ
らの共鳴周波数はいずれも電磁波スペクトル中の無線周
波数帯にあシ、Ｘ線や可視光よシはるかに低いので生体
中の分子を切断すると云った力はない。従って、周波数
を適宜に選択し、特定の核種に同調させればその応答信
号を分離して観察できる夏とになる。

ＮＭＲ−ＣＴはこれを利用したもので、２軸方向に与え
た静磁場中の試料に対し、更に線型磁場勾配を付加して
おき、そして磁化ベクトルＭを傾けるために必要な回転
磁場を高周波パルスで与え、磁化ベクトルＭを傾け、こ
の高周波パルスを加え終った後に受信コイルに発生する
起電力をＮＭＲ信号として得て、この信号をフーリエ変
換することによ多空間情報を得てこれよシ画像再構成を
行うようにしたものである。

具体的には診断用ＮＭＲ−ＣＴにおいては、検査対象と
なる被検体の特定位置の断層像を得るために第１図に示
すように被検体Ｐに図示２方向に沿う非常に均一な静磁
場Ｈｏ　ｋ作用させ、一対の傾斜磁場コイル１に、ＩＢ
によ）静磁場Ｈｏに線型磁場勾配を付加する。静磁場Ｈ
，に対して特定の原子核は前述のラモーア周波数ω０で
共鳴するから、特定の原子核のみ共鳴させる角周波数で
回転磁場Ｈ１を一対の送信コイル２に、２Ｂを介して、
前記線型磁場勾配を利用して設定される図示Ｘ−Ｙ平面
内について被検体Ｐに作用させ、断層像を得る特定のス
ライス部分Ｓ（平面状の部分であるが現実にはある厚み
を持っている）のみにＮＭＲ現象を生ぜしめる。ＮＭＲ
現象は一対の受信コイル３１．３Ｂを介して自由誘導減
衰（ＦＩＤ　；　Ｆｒｅｅ　Ｉｎｄｕｃｔｉｏｎ　Ｄｅ
ｃａｙ　）信号（ＦＩＤ信号）を含むＮＭＲ信号として
観測されるので、この信号をフーリエ変換することによ
シ特定の原子核スピンの回転周波数についての単一のス
ペクトルが得られる。断層像をＣＴ像として得るために
は、スライス部分ＳのＸ−Ｙ平面内の多方向についての
投影像が必要であるから、スライス部分Ｓを励起してＮ
ＭＲ現象を生じさせた後、第２図に示すように磁場Ｈｏ
にＸ′軸方向（Ｘ軸よりθ０回転させた座標系）に直線
的な傾斜を持つ線型磁場勾配ｃｘｙを作用させる。

これによシ被検体Ｐ中のスライス部分Ｓ内の等磁場線Ｅ
は直線となシ、その線上の特定の原子核スピンの回転周
波数は前述のラモーア周波数の関係式で表わすことがで
きる。

ここで説明の便宜上、等磁場線Ｅの各々（Ｅｔ〜Ｅｎ）
よシ信号Ｄ１〜Ｄｎ（一種のＦｒＤ信号）を生ずると考
える。信号Ｄ！〜Ｄｎの振幅はそれぞれスライス部分Ｓ
を貫く等磁場ｍ　Ｅｓ　”　Ｅｎ上の原子核スピン密度
に比例することになる。ところが実際に観測されるＦＩ
Ｄ信号はＤ１〜Ｄｎをすべて加え合わせた合成ＦＩＤ信
号となるので、この合成ＦＩＤ信号ＦＩＤを７−リエ変
換することによシ、スライス部分ＳのＸ′軸への投影情
報（１次元像）ＰＤが得られる。このＸ′軸をＸ−Ｙ平
面内で回転させることにより、前述と同様にしてＸ−Ｙ
平面内の各方向への投影情報が得られ、これらの投影情
報即ちプロジェクシ四ンデータに基づいて画像再構成処
理を行うことによってＣＴ像を得ることができる。

このようにＮＭＲ−ＣＴは磁場を用いて共鳴を起し、そ
の際に得られる微弱なＮＭＲ信号をもとに画像再構成を
するものであシ、均質で安定した磁場を必要とすること
から、インピーダンス法による呼吸同期装置は使用でき
ない。

また、呼吸同期装置としては呼吸計を用いる方法も考え
られるが、呼吸計は口臭を通しての換気量を測定するも
のであるため、器具を顔に装着したシするなど、取シ扱
いが不便である。

従って、ＮＭＲ−ＣＴに適した呼吸同期装置は無い。

〔発明の目的〕

本発明は上記事情に鑑みて成されたもので、ＮＭＲ信号
から呼吸の状態を検出できるようにして被検体の腹部や
胸部の断層像および矢状断面（縦断面）像等、呼吸運動
の影響を受は易い断層部の像を画像のボケを生ずること
なく、シかも呼吸検出のための機器を使用することなく
得ることができるようにした診断用核磁気共鳴装置を提
供することを目的とする。

〔発明の概要〕

即ち、本発明は上記目的を達成するため、特定原子核物
質のスピンを磁気励起することによシ生ずる核磁気共鳴
によシ被検体の所望の断面上における多方向についての
線型磁場勾配に対応する核磁気共鳴信号を前記被検体外
周に設けた受信コイルとコンデンサよ＃）なる共振回路
で検出し、この信号をフーリエ変換して特定原子核物質
のスピン密度の多方向についての投影情報を得、これら
投影情報に基づく画像再構成処理によシ当該断面におけ
る前記特定原子物質のスピンの密度分布像を得る核磁気
共鳴装置において、前記共振回路よシ出力される核磁気
共鳴信号を受はスピンの励起サイクル毎に得られる所定
順位の核磁気共鳴信号の最大値を保持するピークホール
ド手段と、このピークホールド手段によシ保持された値
が予め設定でれた同期レベルに達しているとき前記核磁
気共鳴信号の収集を指示する手段とを用い、前記共振回
路の被検体生体運動に対応して変化する浮遊容量変化に
基づく核磁気共鳴信号レベルの変化を利用して前記生体
運動の状態を検出すると共にこれよシ所定状態時におけ
る核磁気共鳴信号を選択して画像再構成に用いるように
することによシ内臓器の位置や状態が同じ条件下での核
磁気共鳴信号が収集でき、これによってボケのない断層
像を再構成できるようにする。

〔発明の実施例〕

以下、本発明の一実施例について図面を参照しながら説
明する。

第３図は本発明の一実施例を示すブロック図であシ、図
中３１は被検体の周囲に設置されるＮＭＲ信号受信用の
鞍型受信コイルである。また、３２はこの受信コイル３
１と共振回路を構成すべく並列接続され、且つ外部よシ
靜電容量を可変することが可能な可変コンデンサである
６３３はこれら３１．３２よ構成る共振回路と後段の増
幅回路との整合を行う整合用可変コンデンサ、３４は前
記受信コイル３１で検出された微弱なＮＭＲ信号を数百
倍程度まで増幅するための前置増幅器、３５はこの前置
増幅器３４で増幅されたＮＭＲ信号を検波し、データ処
理が可能な程度まで増幅すると共に高周波成分を除去す
るための受信器、３６はこの受信器３５の出力を例えば
Ａ／Ｄ（アナログ・デ１−）タル）変換器等でディジタ
ルデータ化し、とのデ１ジタルデータをフーリエ変換し
てプロジェクションデータとして取シ込む機能を有する
と共に後述する同期装置の同期信号によシ前記収集グロ
ジエクションデータを選択して記憶し、これよシｌ［ｌ
ｌｌ像再構成を行う電子計算機等によるｒ−夕処理装置
である。このｒ−夕処理装置３６においては前記７′１
ジタルデータを前記同期信号を受けている間、選択抽出
し、この選択されたデ１ジタルデータをフーリエ変換し
てグロジェクシ日ンーデータとして収集記憶させるよう
にしても良い。

選択したディジタルデータを収集記憶する場合には画像
再構成時にフーリエ変換を行う必要はあるが、収集記憶
時でのデータ処理装置３６にかかる負担が少なくなるの
で、データ収集が行い易い。

また、データ処理装置３６には後述する自動同調器とピ
ークホールド回路を制御する機能を有する。

３７はこのデータ処理装置３６によシ再構成された断層
情報を示す画像全表示するモニタ、３８はデータ処理装
置３６の制御信号出力によシ可変コンデンサ３２の静電
容量を可変する自動同調器であシ、データ処理装置３６
は前記受信コイル３ノ及び可変コンデンサ３２よシ成る
共振回路の共振点が被検体内水素核におけるＮＭＲ信号
周波数と同調するように受信器３５の出力をもとに初期
設定するための制御信号を出力して、共振点の調整をす
るが、本装置においては初期設定完了後はこの状態に固
定する。

３９は前記受信器３５の出力信号を受け、この出力信号
のうち、前記データ処理装置３６によって指定された期
間の最大値をホールドするピークホールド回路、４０は
このピークホールド回路３９の出力のうち直流電圧分を
除去する例えばＯＲ回路、４１はこのＣＲ回路３９を介
して得られる出力を増幅する増幅器、４２はこの増幅器
４１の出力する最大値と予め設定される同期レベル検出
のための基準となる同期レベルとを比較し、前記最大値
出力が前記同期レベルの範囲内にある間、同期信号を前
記データ処理装置３６に出力する同期装置である。

尚、自は受信コイル１と被検体との間の浮遊容量である
。

次に上記構成の本装置の作用について説明する。第４図
に示すように被検体Ｐよシ誘起されるＮＭＲ信号を検出
する部分は被検体Ｐの周囲に設置する鞍型の受信コイル
３ノ及びこれと共振回路を形成する可変コンデンサ３２
よシ成るが、ＮＭＲ信号は非常に微弱であり、ＮＭＲ信
号を有効に検出するためのＱ　（Ｑｕａｌｔｙ　Ｚａｃ
ｔｏｒ　；　Ｑ−”）ｌ の非常に大きな共振回路を必要とし、第６図に示すよう
に共振曲線は鋭くなる。従って、上記共振回路の静電容
量のわずかな変化で検出されるＮＭＲ信号の振幅が大き
く変化する。

一方、被検体Ｐと受信コイル３１との間には第４図の如
く、浮遊容量Ｃ、＋　、　ｃ　、／／が存在しておシ、
被検体Ｐの腹部と受信コイル３１との間が呼吸等によっ
て変わると、この浮遊容量ｃ′Ｘ。

Ｃｒの静電容量もそれに応じて変化する。

第５図に示すようにこの浮遊容量Ｃ１ｒＣ１は等測的に
見て受信コイル３１の両端に存在する浮遊容量Ｃ１と考
えることができる。そこで、第５図において受信コイル
３１と共振回路を構成する浮遊容１ｋｃｓ及び可変コン
デンサ３２の共振点における合成静電容量をＣｏとする
。

今、被検体Ｐが例えば呼気時で腹部が引込んで来ると、
被検体Ｐと受信コイル３１との間の距離が大きくなシ、
これによって浮遊容量ｃ１がΔＣ小さくなるので、前記
合成静電容量がｃ。

よシΔＣ小さくなシ、共振回路の共振点がずれるので、
共振回路における受信コイル３１で検出されるＮＭＲ信
号の振幅も小さくなる。逆に吸気時になると、腹部が膨
んで来るから、被検体Ｐと受信コイル３１との間の距離
が小さくなって来るので、浮遊容量Ｃ１は増大してゆき
、共振回路における前記合成静電容量が増大して共振点
が水素原子核のＮＭＲ信号周波数に近づいて来る。

従って、受信コイル３１にて検出されるＮＭＲ信号の振
幅は大きくなって来る。

本発明装置はこのような現象を利用して呼吸運動中にお
けるある特定状態でのＮＭＲ信号を収集してゆくことに
よシ同−状態でのプロジェクションデータを得てこれよ
りデクの無い断層像を再構成できるようにしている。

即ち、本装置では初期状態時に受信コイル３１にて検出
されるＮＭＲ信号を増幅器３４で増幅し、受信器３５で
検波、Ｆ波した後にデータ処理装置３６に与え、これに
よシデータ処理装置３６は受信器３５の出力をディジタ
ルデータ化すると共にこのディジタルデータを参照しつ
つ被検体の体格や撮影対象断面位置等によシ異なる浮遊
容量の大きさによシその合成静電容量が変るので所定の
共振周波数となる共振回路の同調点を得るべく制御信号
を出力して自動同調器３８を制御し、これによって可変
コンデンサ３２の静電容量を調整して共振周波数を補正
する。これによシ、共振回路の受信コイル３１よシ検出
されＮＭＲ信号の振幅は変化するので、これを検波、Ｆ
波した後のｆ１ジタルデータも変化することになるので
、データ処理装置３６はこの逐次検出されて与えられる
デ１ジタルデータを参照しつつＮＭＲ信号が最適レベル
となるような共振周波数に調整し、これによって前記所
定の共振周波数に調整する。

調整が終了するとデータ処理装置３６は共振回路の可変
コンデンサ３２をこの調整終了後の静電容量に維持すべ
く制御信号を出力して自動同調器３８を制御する。そし
て、ＮＭＲ信号の収集を開始する。

即ち、被検体Ｐから逐次誘起されたＮＭＲ信号は共振回
路の受信コイル３ノによシ検出され、増幅器３４によシ
増幅されて受信器３５に与えられる。そして、ここで検
波、沖波された後、データ処理装置３６とビー゛クホー
ルド回路３９に与えられる。

そして、このピークホールド回路３９にて入力ＮＭＲ信
号のピークレベルをデータ処理装置３６の制御のもとに
ホールドし、抽出する。この抽出したホールドレベルは
ＯＲ回路４０によシ直流分が除去された後、増幅器４１
で増幅され、同期装置４２で基準となる同期レベルと比
較され、同期レベルの範囲内にある間、同期装置４２は
データ処理装置３６に同期信号ｄを与える。

一方、データ処理装置３６は受信器３５からの出力をデ
ィジタルデータに変換し、前記同期信号が入力される間
の該ディジタルデータを順次記憶してゆく。そして、被
検体Ｐの撮影対象断層面に対して種々の方向からのＮＭ
Ｒ信号のデータを収集した後、この収集データをプロジ
ェクションデータとして各々フーリエ変換し、空間情報
を持つ形にした後、画像再構成を行う。

そして、この再構成された画像はモニタ３７に送られて
像として表示される。

これによって、呼吸運動による臓器位置変化があっても
ほぼ同一位置にある間のプロジェクションデータが得ら
れるので、再構成側（ｆｌハ、ｙヶのない像となる。

ここで、本発明の要部となる呼吸同期検出系の作用をよ
）詳細に説明する。

第７図は鳩侃−ＣＴにおけるＮＭＲ伯号の収集７−ケン
スの一例を示すタイムチャートである。

ＮＭＲ−ＣＴでは巨視的磁気モーメントを１８００倒す
非選択励起高周波パルスＮ５ＥＰをＮＭＲ現象発生のた
めの励起間隔である１サイクル中に数回与えて・且つ第
１番目と第２番目のＮ５ＥＰとの間に巨視的磁気モーメ
ントを９０°倒す選択励起高周波パルスＳＥＰ与えると
共に勾配磁場Ｇを与え、ＮＭＲ信号を数回検出する。こ
の検出したＮＭＲ信号を１回目に検出したＮＭＲ信号か
ら順次第１エコー、第２エコー、・・・第１エコートス
ル。

原子核のスピンのＮＭＲ現象発生のための励起間隔であ
るｌサイクル中に収集された第１エコーから第ｎエコー
のＮＭＲ信号によってプロジェクションデータが計算さ
れる。

そこで、第１エコーのＮＭＲ信号のみピークホールド回
路３９に入力するようにデータ処理装置３６にて制御す
る。

ピークホールド回路３９は入力された第１エコーのＮＭ
Ｒ信号のピーク値をホールドするが、第８図にａで示す
如く呼吸等による腹部の膨みの変動があると、前述した
理由によシ検波したＮＭＲ信号の第１エコー（第８図ｂ
）の振幅は腹部の膨みの変動ａに応じて変化する。

そこで、ＮＭＲ信号の第１エコーｂにおける谷サイクル
毎の最大値をピークホールド回路３９で保持し、直流成
分除去後、増幅すると第８図Ｃに示す腹部変動信号が得
られる。

従って、予め外部よシ設定された同期レベルの上限値（
第８図ｅ）と下限値（第８図ｆ）の間に腹部変動信号Ｃ
があるとき、同期装置４２よシ同期信号ｄを発生させる
ようにすれば、上記同期レベルの範囲が例えば腹部の膨
みが磁気のほぼ上限範囲和尚に設定しであるとすると、
この上限範囲内に相当する腹部膨み状態のときに同期信
号ｄが得られ、この同期信号ｄが得られる間、ＮＭＲ信
号の第１エコー、〜第ｎエコーを収集して記憶し、プロ
ジェクションデータを求めること罠よシ膨み状態のほぼ
同一のプロジェクションデータを収集してゆくことがで
きる。

従６て、必要なプロジェクションデー夕が収集完了した
後にこれより画像再構成を行うことによシ、がケのない
画像が得られることになる。

しかも本装置においてはＮＭＲ信号よシ同期信号を得る
ので特別な呼吸同期のための検出装置を被検体に装着す
る必要もない。

以上本発明の一実施例について詳述したが本発明はこの
実施例に限定されるものではなく、要旨を変更しない範
囲内で適宜変形して実施し得るものである。

例えば第９図に示すように同期装置４２には更に心電図
入力端子９ノを設け、腹部の膨みの他、心電図ｇのＲ波
とも同期をとって、両者が同期す−るときに同期信号ｄ
を出力するようにすると胸部、特に心臓を含む胸部断層
撮影を行うことができる。尚、９２は同期レベル入力用
の端子であシ、また、心電図ｇはＲ波以外の特定波を利
用することも可能である。

また、別の実施例として第１θ図に示す如く第３図回路
から同期検出系部分を除去した構成の回路を用い、同期
検出系の回路であるホールド回路３９、同期装置４２の
機能をｒ−タ処理装置３６内に設けたプログラムで実施
することも可能である。

この場合、データ処理装置３６には受信器３５出力を順
次送ってそのレベルをラフ１ウエアによシ、処理してゆ
く。即ち、第１１図に示す如きフローチャートに従った
処理を施こす。

即ち、最大値を見つけたか否かを知るフラグＦｌａｇｌ
と同期信号ｄに相当するフラグＦｌａｇ２を下げて初期
設定した後、メモリーの格納データを読み出してこれが
第１エコーか否かを各サイクル毎のＮＭＲ信号の発生順
位から判定する。そして、ＹＥＳであればＦｌａｇｌが
下っているか否かを判定し、下りていれば検波されたＮ
ＭＲ信号を７′１ジタル化して入力し、データ処理装置
３６のメモリ〒に格納する。そして、この格納した内容
が前に格納したデータよシ大きいか否かを比較し、最大
値を探す。そして最大値であればＦｌａｇｌを上げ最大
値と同期レベルを比較する。

そして同期レベルの範囲内であればＦｌａｇ２を上げる
。

次にＦｌａｇ２の状態を見て、フラグが上っているなら
ば検波されたＮＭＲ信号をディジタル化してデータ処理
装置３６のメモリーに格納する。

そして、エコ一番号、データサンプリング数を計数する
。次に全エコーの全データを入力したか否かを判断し、
ＮＯであれば初期設定の状態に戻り、上述の動作を再び
実行する。ＹＥＳならばプロジェクション数を計数し、
そして全プロジェクシ田ンを入力したか否かを判断して
Ｎｏならば初期設定状態に戻って上記の動作を再実行す
る。ＹＥＳならば終了する。

また、初期設定の後の第１エコーであるか否かの判定及
びＦｌａｇｌが下っているか否かの判定ルーチンにおい
てＮｏの判定でおればＦｌａｇＳｉ！が上りているか否
かの判定ルーチンに飛ぶ。

このようなプログラムによる処理を行うことによシデー
タ処理装置３６によってン７ト的に呼吸に同期したプロ
ジェクションデータを得ることができ、これによって呼
吸運動ガどによる位置変動に対する影響を抑制して？り
のない画像を再構成することが可能となる。

尚、上記の実施例において、同期レベルの設定は上限値
及び下限値の二つを定めたが、これは一方のみ与えてそ
れを闇値とするようにしてモ良く、またプロジェクショ
ンデータは撮影対象断面における内臓器等の位置が同じ
位置にある状態でのデータとなれば良いので、同期させ
る位置はこのような条件を満たす範囲であれば任意に設
定できる口 〔発明の効果〕 以上、詳述したように本発明は特定原子核物質のスピン
を磁気励起することによシ生ずる核磁気共鳴によシ被検
体の所望の断面上における多方向についての線型磁場勾
配に対応する核磁気共鳴信号を前記被検体外周に設けた
受信コイルとコンデンサよシなる共振回路で検出し、こ
の信号をフーリエ変換して特定原子核物質のスピン密度
の多方向についての投影情報を得、これら投影情報に基
づく画像再構成処理によシ当該断面における前記特定原
子物質のスピンの密度分布像を得る核磁気共鳴装置にお
いて、前記共振回路より出力される核磁気共鳴信号を受
はスピンの励起サイクル毎に得られる所定順位の核磁気
共鳴信号の最大値を保持するピークホールド手段と、こ
のピークホールド手段によシ保持された値が予め設定さ
れた同期レベルに達しているとき前記核磁気共鳴信号の
収集を指示する手段とを用い、前記共振回路の被検体生
体運動に対応して変化する浮遊容量変化に基づく核磁気
共鳴信号レベルの変化を利用して前記生体運動の状態を
検出すると共にこれよシ所定状態時における核磁気共鳴
信号を選択して一画像再構成に用いるようにしたことに
よシ、内臓器の位置や状態が同じ条件下での核磁気共鳴
信号が収集でき、これによって？りのない断層像を再構
成することができ、しかも特別な同期のための機器を被
検体に装着する必要もないなどの特徴を有する診断用核
磁気共鳴装置を提供することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図はＮＭＲ−ＣＴの原理的構成を示す図、第２図は
核磁気共鳴現象によシ投影情報を得る原理図、第３図は
本発明の一実施例を示すブロック構成図、第４図は受信
コイルを含む共振回路の回路図、第５図はその等価回路
図、第６図は本発明に利用する共振点のずれに対する出
力電圧の関係を説明するための共振曲線図、第７図はイ
ンパージ田ン・リカバリ型のＮＭＲ−ＣＴのＮＭＲ信号
収集シーケンスを示す図、゛第８図は本発明装置の動作
を説明するためのタイムチャート、第９図、第１−０図
は本発明の他の実施例を示すブロック図、第１１図は第
１０図の装置における同期検出処理のだめのプログラム
例を示すフローチャートである。 ３１・・・受信コイル、３２・・・可変コンデンサ、３
３・・・整合用可変コンデンサ、３４．４１・・・増幅
器、３５・・・受信器、３６・・・データ処理装置、３
７・・・モニタ、３８・・・自動同調器、３９・・・ピ
ークホールド回路、４０・・・ＣＲ回路、４２・・・同
期装置、９１・・・心電図入力端子、９２・・・同期レ
ベル入力端子。 出願人代理人　　弁理士　鈴　江　武　診第１図 Ａ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 （リ　特定原子核物質のスピンを磁気励起することによ
   シ生ずる核磁気共鳴により被検体の所望の断面上におけ
   る多方向についての線型磁場勾配に対応する核磁気共鳴
   信号を前記被検体外周に設けた受信コイルとコンデンサ
   よりなる共振回路で検出し、この信号を７−リエ変換し
   て特定原子核物質のスピン密度の多方向についての投影
   情報を得、これら投影情報に基づく画像再構成処理によ
   シ当該断面における前記特定原子物質のスピンの密度分
   布像を得る核磁気共鳴装置において、前記共振回路より
   出力される核磁気共鳴信号を受はスピンの励起サイクル
   毎に得られる所定順位の核磁気共鳴信号の最大値を保持
   するピークホールド手段と、このピークホールド手段に
   よシ保持された値が予め設定された同期レベルに達して
   いるとき前記核磁気共鳴信号の選択を指示する手段とを
   備え、前記共振回路の被検体生体運動に対応して変化す
   る浮遊容量変化に基づく核磁気共鳴信号レベルの変化を
   利用して前記生体運動の状態を検出すると共にこれよシ
   所定状態時の核磁気共鳴信号を選択して画像再構成に利
   用することを特徴とする診断用核磁気共鳴装置。 （２）核磁気共鳴信号の選択を指示する手段には心電図
   信号を与えると共にこの心電図信号を含めて生体運動の
   状態を検出し選択を指示するようにしたことを特徴とす
   る特詐誦求の範囲第１項記載の診断用核磁気共鳴装置。