JP2664189B2 - 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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- JP2664189B2 JP2664189B2 JP63069422A JP6942288A JP2664189B2 JP 2664189 B2 JP2664189 B2 JP 2664189B2 JP 63069422 A JP63069422 A JP 63069422A JP 6942288 A JP6942288 A JP 6942288A JP 2664189 B2 JP2664189 B2 JP 2664189B2
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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。
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。
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つて来
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エーズ・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。
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つて来
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エーズ・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、ジヤーナル・オブ・マグネ
テイツク・レゾナンス誌（J.Magn.Reson.）第18巻，第6
9頁（1975年）に、あるいはフイジツクス・オブ・メデ
イシン・アンド・バイオロジー誌（Phys.Med.＆ Bio
l.）第25巻，第751頁（1980年）に報告されている。
テイツク・レゾナンス誌（J.Magn.Reson.）第18巻，第6
9頁（1975年）に、あるいはフイジツクス・オブ・メデ
イシン・アンド・バイオロジー誌（Phys.Med.＆ Bio
l.）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臓を撮影する場合、
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ナー法（ジヤーナル・オブ・マグ
ネテイツク・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。その一
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。
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ナー法（ジヤーナル・オブ・マグ
ネテイツク・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。その一
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つた。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つた。
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つた。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つた。
本発明の目的は、心臓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。
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。
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。
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。
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に周波数の超音波を、超音
波送受波器21により送信する。心臓20と送受波器21の距
離をL,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。
である。生体19内の心臓20に周波数の超音波を、超音
波送受波器21により送信する。心臓20と送受波器21の距
離をL,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。
生体の平均音速Ｖは約1500m/sであるから、Ｌが10cm
であれば（１）式よりΔｔ＝133μｓとなる。いま反射
波の波数を５波，超音波の周波数を3MHzとすると、反
射波の長さは1mm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0.1〜0.2mm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P1が心臓に当つて反射され、それが検波されて信号
S1となる。P1からS1までの時間Δt1をカウンターで測定
する。この時、送受波器21から心臓20までの距離Ｌは
（１）式から 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。
であれば（１）式よりΔｔ＝133μｓとなる。いま反射
波の波数を５波，超音波の周波数を3MHzとすると、反
射波の長さは1mm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0.1〜0.2mm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P1が心臓に当つて反射され、それが検波されて信号
S1となる。P1からS1までの時間Δt1をカウンターで測定
する。この時、送受波器21から心臓20までの距離Ｌは
（１）式から 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。
〔実施例〕 以下、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。
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、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。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。
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、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。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、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。
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。
ステツプ１では心拍の１〜数周期に渡つて心臓と超音
波送受波器との距離を計測する。具体的には、距離測定
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を高周波クロツクの計数などにより
計測し、この値を距離Ｌに換算する。この毎回のＬの値
をメモリ23に格納する。次にステツプ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。ステツプ３では超音波を送受
信しながら心臓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。ステツプ
４ではΔＬが判定値ε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。ステツプ５ではN
MR信号の計測が終了後、再び超音波の送受信を開始す
る。このステツプ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、もつ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つた第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。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61−
168041に記載されているように、スピン励起のフリツプ
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、
ステツプ３でΔＬがεより小となつた時点で所定回数ｎ
回の計測をくり返し、一回の計測時間内でのNMR信号の
計測を終了する。
波送受波器との距離を計測する。具体的には、距離測定
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を高周波クロツクの計数などにより
計測し、この値を距離Ｌに換算する。この毎回のＬの値
をメモリ23に格納する。次にステツプ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。ステツプ３では超音波を送受
信しながら心臓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。ステツプ
４ではΔＬが判定値ε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。ステツプ５ではN
MR信号の計測が終了後、再び超音波の送受信を開始す
る。このステツプ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、もつ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つた第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。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61−
168041に記載されているように、スピン励起のフリツプ
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、
ステツプ３でΔＬがεより小となつた時点で所定回数ｎ
回の計測をくり返し、一回の計測時間内でのNMR信号の
計測を終了する。
この後はステツプ３に戻り、ステツプ３からステツプ
５までを繰り返し、１画面のイメージングに必要なＮ回
の計測を行なつ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信号を計測することができ、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。
５までを繰り返し、１画面のイメージングに必要なＮ回
の計測を行なつ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信号を計測することができ、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、心臓と超音波送受波
器との距離を測定する他の方法を第５図に示す。
器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を通つて受波アンプ25に
入力する。受波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、受波アンプに信号が入つてくる
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/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
漏れ信号が受波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度トリガパルスを入力すると、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を通つて受波アンプ25に
入力する。受波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、受波アンプに信号が入つてくる
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/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
漏れ信号が受波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度トリガパルスを入力すると、その後は次
式で表わされる周波数で自走する。
従つて、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PZ
T（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、PVDC（ポリ
弗化ビニルデン）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。
T（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、PVDC（ポリ
弗化ビニルデン）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
とつて、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。
とつて、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を用いた同期撮像法において、
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像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像するのに効果がある。
【図面の簡単な説明】 第１図は本発明の原理を示す図、第２図は本発明の原理
を説明するためのパルスシーケンス、第３図は本発明を
実現するための装置構成図、第４図は測定手順、第５図
は本発明の他の実施例を表わす図である。
を説明するためのパルスシーケンス、第３図は本発明を
実現するための装置構成図、第４図は測定手順、第５図
は本発明の他の実施例を表わす図である。
Claims (7)
- 【請求項１】静磁場、傾斜磁場、及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
る信号検出手段を具備し、前記検査対象の撮影を行なう
核磁気共鳴を用いた検査装置において、パルス状超音波
を前記検査対象の表面から内部に送波して前記検査対象
からの反射音波を受波する送受波手段と、前記検査対象
の内部の所定部位からの反射音波から前記検査対象の動
きを検出する手段とを有し、該動きを検出する手段によ
る検出信号を使用して、前記核磁気共鳴信号が前記所定
部位の動きに同期させて検出されることを特徴とする核
磁気共鳴を用いた検査装置。 - 【請求項２】前記所定部位が前記検査対象の表面から所
定の距離の近傍にあるときに、前記信号検出手段は前記
核磁気共鳴信号を検出することを特徴とする特許請求の
範囲第１項に記載の核磁気共鳴を用いた検査装置。 - 【請求項３】前記動きを検出する手段は、所定の周波数
を有する前記パルス状超音波の送波の時刻と前記所定部
位から反射された前記反射音波の検出時刻との時間差か
ら、前記検査対象の表面から前記所定部位までの距離を
検出することを特徴とする特許請求の範囲第１項に記載
の核磁気共鳴を用いた検査装置。 - 【請求項４】前記動きを検出する手段は、シング・アラ
ウンド法により、前記検査対象の表面から前記所定部位
までの距離を検出することを特徴とする特許請求の範囲
第１項に記載の核磁気共鳴を用いた検査装置。 - 【請求項５】前記所定部位の位置変化の１周期以上にお
いて、前記動きを検出する手段により検出された信号を
使用して、前記検査対象の表面から前記所定部位までの
距離を繰返し検出することを特徴とする特許請求の範囲
第１項に記載の核磁気共鳴を用いた検査装置。 - 【請求項６】前記送受波手段は、チタン酸ジルコン酸鉛
と有機化合物とから構成、または有機圧電体から構成さ
れることを特徴とする特許請求の範囲第１項に記載の核
磁気共鳴を用いた検査装置。 - 【請求項７】前記信号検出手段は、前記検査対象の所定
のスライスの画像の形成に要する前記核磁気共鳴信号を
複数回に分けて検出することを特徴とする特許請求の範
囲第１項に記載の核磁気共鳴を用いた検査装置。
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 JPH01242058A (ja) | 1989-09-27 |
| JP2664189B2 true 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) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CZ300591B6 (cs) * | 2006-07-31 | 2009-06-24 | Univerzita Karlova 3. lékarská fakulta | Zarízení pro generování spouštecího signálu |
| DE102006037601A1 (de) * | 2006-08-10 | 2008-02-14 | Vamp Verfahren Und Apparate Der Medizinischen Physik Gmbh | 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
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH01242058A (ja) | 1989-09-27 |
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