JPS62167554A

JPS62167554A - Ｎｍｒイメ−ジング装置

Info

Publication number: JPS62167554A
Application number: JP61009423A
Authority: JP
Inventors: 利博石塚; 武田　隆三郎; 千徳　一夫; 保科　明彦
Original assignee: Hitachi Instruments Engineering Co Ltd; Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Instruments Engineering Co Ltd; Hitachi Ltd
Priority date: 1986-01-20
Filing date: 1986-01-20
Publication date: 1987-07-23
Anticipated expiration: 2009-12-14
Also published as: JPH06102064B2

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、核磁気共鳴現象を用いて被検体より医学的に
有効な診Ｗｒ１ｆ報すなわち生体の断層像を得るＮＭＲ
イメージング装置に係り、特に周期的動作する心臓内の
大違・ａの静止画像を効率よく短時間で得ることのでき
るＮＭＲイメーンング装置に関する。

〔従来の技術〕

一般に、核磁気共鳴（以下、ＮＭＲと称する）は、有機
化合物の構造解析や物性物理の研究に多く用いられる分
析方法である。最近、このＮＭＲの技術を用いて生体断
面の核スピン密度を撮像する試みが盛んに行われるよう
になりＸ線ＣＴと対比できるようなＮＭＲ画像が得られ
るようになった。このＮＭＲイメージング装置では、静
磁場Ｈ，に空間的に異った強度を有する第２の磁場の印
加法、ＮＭＲ信号の処理の仕方により、いくつかの方法
がある。ここでは、Ｘ線ｃＴと同じ手法で像再生するＮ
ＭＲイメージング装置を概説する。

まず、被検体に一様な磁場Ｈ０の他に空間的勾配Ｇを持
つ静磁場を加える。磁場Ｈｏの方向を２軸とし、仮に勾
配ＧがＸ方向にある場合を考えると、ｘ−０での静磁場
の強さをＨｏとすると、被検体に加えられる静磁場Ｈは
、Ｈ＝Ｈｏ＋Ｃ）・Ｘで与えられる。このときの共鳴周波数ωは、ω＝γＨ＝
　ｒ　Ｈ，＋γＧ＠ｘ＝ω。＋γ（）　＊　ｘ　　………（１）但しω。＝γ
Ｈ６ γ：核スピンの固有の磁気回転比に示される如く、ｘの１次関数となる。この被検体に対
し共鳴スペクトルの測定を行うと周波数ωでの信号は第
５図に示すように対応する、ｘ−一定の平面内の核スピ
ン集団からのものだけとなる。

したがって、測定されるスペクトルＰ（ω）は核スピン
密度関数ρ（Ｘｓ　　’ＹＩ　　Ｚ　）を使って、Ｐ（
ω）＝ｆｆρ（ｘ、ｙ、ｚ）ｄｙｄｚ・凹曲（２）また
は、前記（１）式よりＰ（ω。＋γＧ−Ｘ）＝ｆ、ｆρ（Ｘ　＋　Ｙ　＋　Ｚ
　）　ａｙ　ｄｚ　・・曲（３）と表わされる。いま、
左辺をｆ（、）とおくと、ｆ　（ｘ）　＝ｆ、ｆｐ　（
ｘｔ　ｙ＋　ｚ）　ｄｙ　ｄｚ　　−曲中−（４）とな
る。この場合測定される共鳴スペクトルは、Ｘ軸に垂直
方向への核スピン密度の線積分すなわち投影となる。選
択的に共鳴現象を励起する方法を組合せれば、第６図に
示す如く、Ｚ軸の特定位置における信号のみを検出する
ことができる。第２図でＺ軸を中心に被検体を回転する
か、磁場勾配ベクトルＧを回転させて各方間からの投影
を求めることかできる。

各方向からの投影から２次元分布を装置の表示画面に近
似的に復元するには第７図に示すように各投影の強度に
比例した量を投影の方向に沿って画面上に戻し、これを
すべての方向について加え合せる方法である。この像再
構成法は、逆投影法と呼ばれている。以上が核磁気共鳴
法を用いた検査装置の断層像撮影の説明である。

高周波磁界を短時間被検体に照射して核磁化の挙動を測
定するパルス拳フーリエ変換核磁気共鳴装置では短時間
の高周波磁界が検出コイル内を均一に照射することが必
要である。生体を検査する核磁気共鳴を用いた検査装置
も高周波磁界の均一性が被検体の断面像を正確に表示す
るために必要なことは容易にわかる。被検体として人間
の胴を考える時、直径４０ｃＩｎの球体内の核スピンを
均一に共鳴状態に励起するのに必要な高周波電力Ｐはこ
れまでに検討されている。詳しくはＪ　ｏ　ｕｒｎａｌ
ｏｆ　Ｐｈｙｓｉｃｓ　Ｋ　５ｃｉｅｎｔｉｆｉｃ　Ｉ
ｎｓｔｒｕｍｅｎｔ　Ｖｏ　１．１２（１９７９）４８
０−４８３に記載されている。核スピンの共鳴周波数を
ｆ。（ＭＨｚ　）　、高周波磁界を発生する照射コイル
の体積なり（ｃＩｎ）、その性能指数をＱ１磁気回転比
をγ、高周波磁界の発生時間をτ（ｓｅｅ　）とすると
、で示される。印加時間τの値については、先に述べた第
２の磁場の印加法、核磁気共鳴信号の処理により幅があ
るが、値は１０μｓｅｃから２〜３ｍ５ｅｃの値である
。照射コイルのＱを５０として水素核の場合の必要高周
波電力はＩＯＫワットから５００ワツトである。この高
周波電力が誤操作や装置の故障により連続的に照射コイ
ルに印加されることになれば、人体の誘電体加熱による
体温上昇は生命の危険をまねくことになる。

ところで、生体の静止した部分を撮影することは容易に
なし得るが、心臓のように定期的に動作しているものは
、撮影が甚だ難しいものであった。

従来、人体の心臓を撮影する方法として心拍同期撮影法
が考えられており、この心拍同期撮影法は、マルチスラ
イス法を併用したり、マルチエコー法を併用したりして
いた。

この従来例は、最近多数見受けられ、例えば、Ｌａｎｚ
ｅｖ　ｅｔ　ａｌ　ｌ　Ｃａｒｄｉａｃ　ｉｍａｇｉｎ
ｇ　ｇａｔｉｎｇ　ｕｓｉｎｇｇａｔｅｄ　ｍａｇｎｅ
ｔｉｃ　ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　’　Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ
　１９８４　：１５０：　１２１−１２７　　Ｌａｗｒ
ｅｖｎｃｅ　ａｔ　ａｌ　　ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏ
ｎａｎｃｅ　ｌａｎａｇｉｎｇ　ｓｔｒａｔｅｇｉｅｓ
　ｆｏｒ　ｈｅａｒｆＳｔｕｄｉｅｓ　ｌ　Ｒａｄｉｏ
ｌｏｇｙ　１９８４”、　１５３　：　４５９〜４６５
　等がある。

〔発明が解決しようとする問題点〕

しかし、マルチスライス法を併用した場合に＆’４異な
る心拍位相の異なる撮影像しか得られないものである。

ところが近年短時間で確実に撮影できるところから連続
した断面で撮影することが行われている。

また、心筋の横緩和時間Ｔ！は、Ｍｉｃｈａｅｌ　ｅｔ
ａｌ　Ｉ　Ａｃｕｔｅ　Ｍｙｏｃａｄｉａｌ　ｌ’ｓｃ
ｈｅｍｉａ　：　ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅ
　Ｃｏｎｔｒａｓｔ　Ｅｎｈａｎｃｅｍｅｎｔ　ｗｉｔ
ｈ　Ｇａｄｏｌｉｎｉｕｎ　−ＧＴＰＡ　Ｉ　　Ｒａｄ
ｉｏｌｏｇｙ　　１９８４　　：　　１５３　：１５７
−１６３に詳細に述べられているように正常組織で約４
３　ｍＢｅｃ：　ｔ　　Ｇｄ　−ＤＴＰＡ使用時で、約
３１　ｍ５ｅｃ　（０−３５Ｔｅ５ｌａ　）　　と他の
組織に比べ短かい。よって、マルチエコー撮影を行なっ
ても、実用上有用な心筋の撮影像は、第２エコーないし
第３エコーまでが限度である。よって、マルチエコーで
心臓の拡張期から収縮期までの撮影１心拍１秒として約
０．３秒を１度で行なうのは難しく、後のエコーになる
に従い急激に画質が劣化してしまう。

したがって従来のＮＭＲイメージング装置にあっては同
一の断層面の異なる心拍像を例えば心機能上有用な拡張
末期像、収癲末期像、もしくはこの途中の収縮中期像を
一回の撮影で得るのは困嬌であった。

一方心拍同期撮影時間は、被検体の心拍周期に制約され
例えば、２５６マトリクス撮影、４回積、心拍周期１秒
と一般的な場合を考えると１回の撮影で約１６分間かか
る。したがって、例えば同一断層面の異なる心拍位相像
を３枚得るとすれば、通常の方法だと約４８分間かかり
この間患者の体動は許されないことになり、患者にとっ
て大きな負担となる欠点があった。

〔発明の目的〕

本発明の目的は、心拍同期撮影において、拍動する心臓
の複数のイメージ、特に臨床上有用な心臓の拡張末期像
、収縮末期像を含むイメージを一回の撮影で短時間に得
ることができ患者の負担及び、スループットの向上をき
たすことのできるＮＭＲイメージング装置を提供するこ
とにある。

〔問題点を解決するだめの手段〕

心筋の横緩和時間Ｔ１は、例えば、Ｌｉｎｇｅｔａｌ　
　Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ　ｏｆ　ＮＭＲ＊　　Ｊ　、　
Ｍａｇｎ、　Ｒｅ５Ｏ，ｔ２９　：　３５５　３７３，
１９７８　　では、２５ＭＨｚ（約０．０５９Ｔ）で約
２５０　ｍ５ｏｃｔ　　２４　ＭＨｚ（０，５６Ｔ）で
、約６５０ｒｒＬＳｅｃである。したがって、低磁場で
は、比較的横緩和時間Ｔ１の値は短かい。そこで同一断
層面を同−心拍周期内に複数回励起しても、６．３８　
ＭＨｚ　（０，１５Ｔ　）では、約２００　＠ｓｅｃ以
上の時間間隔を取ると繰り返し時間による飽和の影響で
の画質の極端な劣化は、生じない。

また、２１　ＭＨｚ　（０，５Ｔ　）では、横緩和時間
ＴＩの延長によるＴｌウェイティドの影響は受けるが、
一方Ｓ／Ｈの向上もあるため約１００ｍ５ｅｃ以上の時
間間隔を取れば画像の極端な劣化は生じない。

したがって、同一断層面を同−心拍周期内に複数回励起
する処理手段と、この励起する時間間隔を前述の時間以
上に同−心拍内を越えない範囲で任意に設定できる手段
を設けることにより、臨床上有益な心臓の拡張末期から
収縮末期さらに拡張中期を一回の撮影によって得ること
ができる。

このようにして、本発明は、マグネットの筒内靜磁場中
に人体等の被測定物を挿入し該被測定物にパルス変調さ
れた高周波を照射し該磁気共鳴を利用して被測定物の断
層撮像を行うＮＭＲイメージング装置において、上記被
測定物の心臓の拍動に同期して上記パルス変調された高
周波を照射する手段を設け、被測定物の心拍周期内に被
測定物の心拍に同期して傾斜磁場を含む一連の相続く高
周波パルスを複数回順次印加するようにしたことを特徴
とするものである。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例について説明する。

第１図には、本発明の一実施例が示されている。

図において、静磁場Ｈ０を発生する主磁石コイＡ／２は
４つのコイルから構成されており、この主磁石コイル２
には静磁場電源１が接続されている。

また、この主磁石コイル２内にはｘＹｚの傾斜磁場を発
生する３組のコイルが巻かれているボビン４を有してい
る。このボビン４の内側に共鳴ヲ励起する高周波コイル
６と共鳴信号を検出する受信コイルが配置され、その中
に被検体１５が設置される。ボビン４に巻かれた傾斜磁
場コイルには１５００ガウスの磁場を発生するように傾
斜磁場電源３で励起されており、Ｘ傾斜磁場電源、Ｙ傾
斜磁場電源、Ｘ傾斜磁場電源によってそれぞれ駆動され
ている。このＸ傾斜磁場電源とＹ傾斜磁場電源と２傾斜
磁場電源は、インターフェイスを介してコンピュータ９
に接続されている。このコンピュータ９には、図示され
ていない操作卓が接続されている。また、インターフェ
イスにはディスプレイ１０が接続されている。

また、高周波コイ／Ｉ／６には、高周波スイッチを介し
て高周波磁場発生器５が接続されている。

一方、受信コイルには、プリアンプを介して高周波受信
器７が接続されている。この高周波受信器７によって受
信された信号は、Ａ／Ｄ変換器８を介して、インターフ
ェイスに入力すれ、コンピュータ９に取り込−まれる。

また、被検体１５には、心電耐電１返１１が取り付けら
れており、この心電計電極１１には、増幅器１２を介し
てトリガ検出器１３が接続されている。このトリガ倹山
５１３には、心電計モニタ１４が接続されている。

このように構成されるものであるから、いま、静磁場電
源１により駆動される主磁石コイル２は静磁場を発生す
る。この主磁石コイル２によって作られた静磁場中に置
かれた被検体１５に装着された心電計電極１１では、心
臓の心拍に同期した信号が心拍信号として得られ、この
得られた心電１ぎ号は、増幅器１２により増幅される。

本実施例では、有線方式の心電計を用いているが、テレ
メータ方式であってもよい。この増幅器１２によって増
幅された心電信号は、トリガ検出器１３へ導かれる。こ
のトリガ検出器１３の検出状況は第２図に示されている
。第２図（Ａ）に示される増幅器１２からの心電出力は
、トリガ検出器１３によって第２図（Ｂ）に示す如き微
分波形となる。この微分波形のピークはホールドされ、
ピーク値からある時定数で減衰され、この減衰信号が次
のトリガレベルαとなる。このトリガレベルαによって
第２図（Ａ）　に示される心電信号のＱ波からＲ波への
立上りのほぼ一定の所（トリガレベルαをよぎった所）
で第２図（Ｃ）に示される如き心拍に同期したトリガパ
ルスが得られる。また、ゼロクロスコンパレータを用い
Ｒ波のピークを検出してトリガパルスを作成しても良い
。

欠に、撮影方法を第３図を用いて説明する。

まず、心・籠−十モニタ１４により、オペレータは、個
体差のある心拍周期及びＴ波を＃誌して、第３図（Ｃ）
　に示される遅延設定パルスを仮に移動し、ｉｇ３図（
Ｂ）　　に示されるトリガパルスから心臓の収縮末期に
相当するＴ波の立下がりまでの時間を計測する。この時
間に励起する時間間隔を必要な撮影枚数を決める。本実
施例では心臓の■拡張末期■収稲中期、■帆綱末期、■
拡張中期に合わせである。

したがって第３図（Ｂ）　　に示されるトリガパルスを
受は取ったコンピュータ９は、設定した遅延時間後取り
込み、／−ケンスに従い、高周波磁場発生器５および高
周波コイル６と１頃府ト磁場ｒｇｆｉ、３および傾斜磁
場コイル４を制御し、被検体１４の同一目的部位を設定
した時間間隔ごとに励１起する。

この高周波パルスの励起信号によって励起後に発生する
核磁気共鳴信号は、副周波受信器７で受信、増１而して
Ａ　／　Ｄ変換器８によってディンタル１８号にした後
、コンピュータ９で像再構成なそれぞれ実行し、ディス
プレイ１０に表示される。

これにより、第３図の例では、−回の撮影で同一断層面
の心臓の拡張末期像、収縮中期像、収縮末期像、拡張中
期像が得られる。したがって、本実施例によれば、臨床
上有益な情報がＫの撮影時間で得られ、患者の負担軽減
が計れ、スルーブツトも４倍と向上できる。

また、マルチエコーを併用した場合の応用例が第４図に
示されている。マルチエコーを併用した場合は、必らず
しも等間隔の時間間隔で撮影できないが、実用的な第２
エコーまで使っても併用しない場合のＨの時間短縮とな
り、より正確な心駆出の動態が出せ心機能計測に応用が
計れる。第４図中、（Ａ）は、心電信号を、（Ｂ）は同
期トリガパルス信号を、（Ｃ）はクーケンス起動パルス
信号を、（Ｄ）は高周波励起パルス信号を、（Ｅ）は核
磁気共鳴信号（エコーパルス信号）をそれぞれ示してい
る。

〔発明の効果〕

以上説明したように、本発明によれば、現心拍から次の
心拍まで、すなわち、１心拍内に高周波パルスによって
励起した回数分の核磁気共鳴信号を受信することができ
、その分撮像効率を向上することができ、患者に対する
負担を軽減することができる。

また、本発明によれば、心拍に同期させ、しかも心拍同
期タイミングより常に同一時間で励起することができる
ため、正確なタイミングにおける心臓の断面映像を得る
ことができる。

これによって、本発明によれば、正確な心拍の動態を得
ることができ、核磁気共鳴を用いた検査装置の心機能計
測の実用化を図ることができる。

また、本発明によれば、従来のＮＭＲイメージング装置
に比して０．１５Ｔ常電導で最大約４倍、起電導で最大
約１ｏ倍の撮影時間の効率化を図ることができる。

さらに本発明によれば、マルチエコーな併用すると、第
２エコーまででも前記効率のさらに２倍の撮像効率もし
くは、２倍の心拍動態の精度で撮影を行なうことができ
る。

【図面の簡単な説明】

第１図は核磁気共鳴を用いた検査装置の構成図、第２図
は心電図トリガ方式を示す図、第３図は心電モニタ表示
を示す図、第４図はマルチエコーを併用した場合のクー
ケンスを示す図、第５図は投影像を示す説明図、第６図
は特定面の投影像を示す説明図、第７図は逆投影の説明
図である。１・・・静磁場電源、　　　２・・・主磁石コイル、３
・・・傾斜磁場電源、　　　４・・・ボビン（傾斜磁場
コイ／ｌ／）　　　５・・・高周波磁場発生器、　　６
・・・高周波コイル、　　　７・・・高周波受信器、　
　　８・・・Ａ／Ｄ変換器、　　　９・・・コンピュー
タ　　　−ｏ・・・ディスプレィ、　　　ｌｌ・・・心
電計電極、　　　１２・・・増幅器、　　　１３・・・
トリガ検出器、　　　１４・・・心電計モニタ。代理人　　　鵜　　沼　　辰　　之第１図第２図第３図 ■■■■■■■■ 第４図（Ｅ）詰５図第６図ＦＲＥＱＬＪＥＮＣＹ

Claims

【特許請求の範囲】

（１）マグネットの筒内静磁場中に人体等の被測定物を
挿入し該被測定物にパルス変調された高周波を照射し該
磁気共鳴を利用して被測定物の断層撮像を行うＮＭＲイ
メージング装置において、上記被測定物の心臓の拍動に
同期して上記パルス変調された高周波を照射する手段を
設け、被測定物の心拍周期内に被測定物の心拍に同期し
て傾斜磁場を含む一連の相続く高周波パルスを複数回順
次印加するようにしたことを特徴とするＮＭＲイメージ
ング装置。
（２）特許請求の範囲第１項記載のＮＭＲイメージング
装置において、上記高周波パルスの印加タイミングを上
記心臓の拍動の同期信号より所定時間の遅れを設けたこ
とを特徴とするＮＭＲイメージング装置。
（３）特許請求の範囲第１項又は第２項記載のＮＭＲイ
メージング装置において、上記傾斜磁場を含む一連の相
続く高周波パルスの複数回の印加タイミングをそれぞれ
可変できるようにしたことを特徴とするＮＭＲイメージ
ング装置。
（４）特許請求の範囲第１項、第２項、第３項のいずれ
か１項記載のＮＭＲイメージング装置において、上記心
拍の拍動との同期は、体表面の電位を得る電極と、該電
極によつて検出される信号を増幅する増幅器と、該信号
に同期をとる回路によつて行うことを特徴とするＮＭＲ
イメージング装置。