JP3473631B2 - 核磁気共鳴を用いた検査装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 【０００１】 【産業上の利用分野】本発明は、生体中の水素や燐等か
らの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を測定
し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する、ＮＭ
Ｒ現象を用いた検査装置に関する。 【０００２】 【従来の技術】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きている。近年、ＮＭＲ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かった多種類の情報を取得で
きるようになってきた。 【０００３】まず、ＮＭＲ現象の基本原理について以下
に簡単に説明する。原子核は陽子と中性子から構成さ
れ、全体で角運動量Ｉで回転する核スピンとみなされ
る。今、水素の原子核を取り上げて考えることにする。
水素原子核は１個の陽子からなりスピン量子数１／２で
表される回転をしている。陽子は正の電荷があるため原
子核が回転するにともなって磁気モーメントμが生じ、
原子核一つ一つを非常に小さな磁石と考えることができ
る。（例えば鉄のような強磁性体では上述した磁石の方
向が揃っているために全体として磁化が生じる。一方、
水素などでは上述した磁石の方向がバラバラで全体とし
ては磁化は生じない。しかし、この場合でも静磁場Ｈを
印可するとそれぞれの原子核は静磁場の方向に揃うよう
になる。）水素原子核の場合にはスピン量子数は１／２
であるので−１／２と＋１／２の二つのエネルギー準位
に分かれる。このエネルギー準位間の差ΔＥは一般的に
次式で示される。 【０００４】 【数１】 ΔＥ＝γｈＨ／２π ここで、γ：磁気回転比、ｈ：プランク定数、Ｈ：静磁
場強度である。 【０００５】ところで、一般に原子核には静磁場Ｈによ
って μ×Ｈ の力が加わるために原子核は静磁場の軸
の回りを次式で示す角速度ω（ラーモア角速度）で歳差
運動する。 【０００６】 【数２】 ω＝γＨ このような状態の系に周波数ωの電磁波（ラジオ波）を
印可すると核磁気共鳴現象が起こり、一般に原子核は数
１で表されるエネルギー差ΔＥに相当するエネルギーを
吸収し、エネルギー準位が高い方に遷位する。この時種
々の原子核が多数存在していてもすべての原子核が核磁
気共鳴現象を起こすわけではない。これは原子核毎に磁
気回転比γが異なるために、数２で示される共鳴周波数
が原子核毎に異なり印加された周波数に対応するある特
定の原子核だけが共鳴するためである。 【０００７】次に、ラジオ波によって高い準位に遷位さ
せられた原子核はある時定数（緩和時間と呼ばれる）で
決まる時間の後に元の準位に戻る。この時にラジオ波に
よって高い準位に遷位させられた原子核から角周波数ω
の核磁気共鳴信号が放出される。 【０００８】ここで、上述した緩和時間は更にスピン−
格子緩和時間（縦緩和時間）Ｔ1とスピン−スピン緩和
時間（横緩和時間）Ｔ2に分けられる。一般に、固体の
場合にはスピン同士の相互作用が生じ易いためにスピン
−スピン緩和時間Ｔ2は短くなる。また、吸収したエネ
ルギーはまずスピン系に、次に格子系に移っていくため
スピン−格子緩和時間Ｔ1はスピン−スピン緩和時間Ｔ2
に比べて非常に大きい値となる。ところが、液体の場合
には分子が自由に運動しているためスピン−スピンとス
ピン−格子のエネルギー交換の生じ易さは同程度であ
る。上述した現象は水素原子核以外にもリン原子核、炭
素原子核、ナトリウム原子核、フッ素原子核や酸素原子
核などについても同様である。 【０００９】上述した基本原理に基づくＮＭＲ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分離・
識別する必要があるが、その一つに、検査物体に傾斜磁
場を印加し、物体各部の置かれた磁場を異ならせ、次に
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。この方法の
基本原理については、特開昭５５−２０４９５号および
ジャーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス誌
（Ｊ．Ｍagn．Ｒeson．）第１８巻，第６９〜８３頁
（１９７５年）、フィジックス・オブ・メディスン・ア
ンド・バイオロジー誌（Ｐhys．Ｍed．＆Ｂiol．）第２
５巻，第７５１〜７５６頁（１９８０年）等に報告され
ているので詳細な説明は省略する。 【００１０】また、このようにして得られたＭＲＩ画像
を表示する方法としては、例えば、米国特許第５，０３
８，７８６号に開示されたような方法がある。この方法
はスペクトロスコピックイメージングにおいてスペクト
ルと一緒にＰ1、Ｈ、Ｐ4の画像を１つの画面上に同時に
表示させるものである。 【００１１】 【発明が解決しようとする課題】上記従来技術はスペク
トロスコピックイメージングでそれぞれの画像情報を同
時に見比べることができ、各原子核の分布を見比べるこ
とができるので活動部位を判断する時に非常に有用な方
法である。しかし、前記従来技術はスペクトロスコピッ
クイメージングに限定されたもので一般のＭＲＩ画像表
示及び画像処理におけるマン・マシンインタフェース更
にＭＲＡ（Ｍagnetic Ｒesonance Ａngiography）撮像
時の画像表示については考慮されていない。また、前記
従来技術には記載されていないが、従来のＭＲＩ装置で
はＭＲＡ撮像の場合には一般ＭＲＩ撮影の場合と同様に
撮像後画像再生処理を行い断面画像を表示していた。し
かし、ＭＲＡの場合には一枚一枚の断面画像はあまり必
要ではなく、最終的な血管像を得ることが目的である。 【００１２】本発明の目的は、ＭＲＡにおける検査の進
行状況に応じて最終結果であるアンギオ像を逐次表示・
モニタできる核磁気共鳴を用いた検査装置を提供するこ
とにある。 【００１３】 【課題を解決するための手段】基本的には、本発明に係
る核磁気共鳴を用いた検査装置は、静磁場，傾斜磁場及
び高周波磁場のそれぞれの磁場を発生させる磁場発生手
段、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、該信号検出手段からの検出信号に所定の演算を施
し、その結果を出力する電子計算機、および該電子計算
機内の記憶装置に予め記憶されている所定の手順にした
がって上記各手段の動作タイミングを制御する制御装置
を備えている。その記憶装置には、処理手順として、検
査対象の静止部像を除去し、最大強度投影処理を行な
い、得られたアンギオ像を表示する処理の手順が記憶さ
れている。 【００１４】 【作用】上記の手順から明らかなように、本発明では、
所定の領域のすべてについてのアンギオ像を得る前、す
なわち、静止部像を除去する処理を行った直後に常に最
大強度投影処理を行ない、得られたアンギオ像を表示す
るようにしている。 【００１５】したがって、撮影途中で時々刻々の画像を
見ることができ、その良否判断が行えるようになってい
る。 【００１６】 【実施例】本発明の理解を助けるため、実施例の説明を
行う前に従来のスピンエコーの手法の原理について簡単
に説明する。 【００１７】図２は、本発明の一実施例であるＮＭＲを
用いた検査装置の概略構成図であるが、図に表れる外観
上の構成は従来の装置と類似しているので、この図を用
いて従来のスピンエコーの手法の原理について簡単に説
明する。 【００１８】図２の全体構成図に示されるように、被検
者２０は静磁場Ｈを発生するコイル１８と互いに直交す
る３方向の傾斜磁場を発生するＸ，Ｙ，Ｚの傾斜磁場コ
イル１６，１７，１５（図４参照）と高周波磁場を発生
する高周波磁場コイル８の中に設置されている。ここ
で、静磁場の方向をＺ軸とすることが一般的であるか
ら、ＸとＹ軸は図２及び図４に示すようになる。ここ
で、被検者２０の横断面（Ｘ−Ｙ面）を撮像するには図
３に示すスピンエコーシーケンスに従って傾斜磁場と高
周波磁場を駆動する。以下図３を用いて説明すると、期
間Ａでは被検者２０に傾斜磁場Ｇzを印加した状態で振
幅変調された高周波電力を高周波コイル８に印加する。
横断面の磁場強度は静磁場Ｈと位置ｚの傾斜磁場強度ｚ
Ｇzの和Ｈ＋ｚＧzで示される。一方、振幅変調された周
波数ωの高周波電力は特定の周波数帯域ω±Δωを有し
ているので 【００１９】 【数３】 ω±Δω＝γ（Ｈ＋ｚＧ
z） を満足するように周波数ωあるいは傾斜磁場強度Ｇzを
選ぶことで横断面の部分の水素原子核スピンを励起する
ことになる。ここで、γは水素原子核の磁気回転比を示
す。期間Ｂでは傾斜磁場ＧyをΔｔの間印加することで
先に励起された核スピンはｙの位置により 【００２０】 【数４】 Δω’＝γｙＧyΔｔ で示される周波数変移をその共鳴信号に起こす。期間Ｄ
で傾斜磁場Ｇxを印加した状態で共鳴信号を収集する。
このとき、期間Ａで励起された核スピンは位置ｘによっ
て 【００２１】 【数５】 Δω''＝γｘＧx で示される周波数差を有することになる。期間Ｃは励起
された核スピンのスピンエコーを得るために１８０度の
高周波磁界と傾斜磁場Ｇzが印加されている。期間Ｅは
核スピンが平衡に戻るまでの待ち時間である。期間Ｂの
傾斜磁場Ｇyの振幅値を２５６ステップ変化させて繰り
返し共鳴信号を収集すれば２５６×２５６のデータが得
られる。これらのデータを２次元フーリエ変換すること
で画像が得られる。 【００２２】以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳
細に説明する。図２において、参照番号５は制御装置、
６は高周波パルス発生器、７は電力増幅器、８は高周波
磁場を発生すると共に対象物体２０から生ずる信号を検
出するための送受信兼用コイル、９は増幅器、１０は検
波器、１１は信号処理装置を示している。本実施例では
コイル８を送受信兼用コイルとしているが、送信及び受
信を別々のコイルで行っても良い。また、１２，１３，
１４，は、それぞれ、ｚ方向及びこれに直角の方向（ｘ
方向及びｙ方向）の傾斜磁場を発生させるコイル、１
５，１６，１７はそれぞれ、上記コイル１２，１３，１
４を駆動する電源部を示している。これらのコイルによ
り発生する傾斜磁場により検査対象の置かれる空間の磁
場分布を所望の傾斜を有する分布とするものである。図
４ではコイル１３，１４，８の順に大きさが小さくなっ
ているように描いてあるが全体構成を示すための便宜的
なものでありこの大きさ、順番にこだわる必要はない。
制御装置５は、各装置に種々の命令を一定のタイミング
で出力する機能を有するものである。高周波パルス発生
器６の出力は、電力増幅器７で増幅され、上記コイル８
を励振する。コイル８で受信された信号成分は、増幅器
９を通り、検波器１０で検波後、信号処理装置１１で画
像に変換される。なお、静磁場の発生は、電源１９によ
り駆動されるコイル１８による。本実施例では静磁場の
発生はコイル１８による常電導方式としたが、励磁時以
外は電源１９が不要な超電導方式でも良い。検査対象で
ある被検者２０はベッド２１上に載置され、上記ベッド
２１は支持台２２上を移動可能に構成されている。図４
は図２に置ける傾斜磁場コイルの構成及び流す電流の方
向を示した一例である。コイル１２でｚ方向傾斜磁場
を、コイル１３でｘ方向傾斜磁場を、コイル１４でｙ方
向傾斜磁場を発生する例を示している。コイル１３とコ
イル１４は同じ形のコイルであってｚ軸回りに９０度回
転した構成をしている。実際にはコイル１２，１３，１
４を一つの円筒形ボビンに巻いて用いられる。これらの
傾斜磁場コイルは静磁場と同一方向（ｚ軸方向）磁場を
発生し、それぞれｚ，ｘ，ｙ軸に沿って直線勾配（傾
斜）を持つ磁場を発生するものである。 【００２３】本発明は上記信号処理装置１１で行われる
信号処理の内容及び手順の改良に関するものである。図
１は本発明のアンギオ像の計算・表示手順をサブトラク
ション法を例にとリ簡略化して示したものである。図５
は図１に対応する従来図である。図１に示されたリフェ
ーズ像とディフェーズ像のサブトラクションを取り、Ｍ
ＩＰ（Maximum Intensity Projection）処理で投影処理
を行うことでアンギオ像を計算し表示する場合につい
て、従来図である図５の処理と対比しながら説明する。
まず、図５に示す従来のアンギオ像の計算・表示手順の
一例について説明する。撮像が開始される（ステップ１
００）とまず血流情報が反映されているリフェーズ像を
撮像し、像再構成を行う（ステップ１０１）。次に血流
情報が反映されていないディフェーズ像を撮像し、像再
構成を行う（ステップ１０２）。本従来例ではリフェー
ズ像の撮像（ステップ１０１）、ディフェーズ像の撮像
（ステップ１０２）という順番で画像を収集したが、こ
の撮像順序については特にこの順番にこだわる必要はな
い。２枚の画像が得られた後静止部からの信号を除去す
るために２枚の画像のサブトラクション処理を行う（ス
テップ１０３）ことによって血流部が描出された画像を
得ることができ表示することができる（ステップ１０
４）。従来の処理では、予め設定された領域についての
撮像がすべて終了するまで、上述の処理を繰り返す。最
後にＭＩＰ処理を行い血管像の投影処理を行ない（ステ
ップ１０６）、得られたアンギオ像を表示する（ステッ
プ１０７）という手順で行い、アンギオ撮像を終了する
（ステップ１０８）。 【００２４】次に、図１に示された本発明の一実施例で
は、撮像が開始される（ステップ１００）と図５に示す
従来法と同様にまず血流情報が反映されているリフェー
ズ像を撮像し、像再構成を行う（ステップ１０１）。次
も図５に示す従来法と同様に血流情報が反映されていな
いディフェーズ像を撮像し、像再構成を行う（ステップ
１０２）。本実施例ではリフェーズ像の撮像（ステップ
１０１）、ディフェーズ像の撮像（ステップ１０２）と
いう順番で画像を収集したが、この撮像順序については
特にこの順番にこだわる必要はない。２枚の画像が得ら
れた後静止部からの信号を除去するために２枚の画像の
サブトラクション処理を行う（ステップ１０３）ことに
よって血流部が描出された画像を得ることができる。本
発明の一実施例ではこの次にＭＩＰ処理を行い、血管像
の投影処理を行った（ステップ１０６）後得られたアン
ギオ像を表示する（ステップ１０７）。以上の処理を予
め決められた領域について継続するかの判定を行い（ス
テップ１０５）ながらその処理を繰り返した後にアンギ
オ撮像を終了する（ステップ１０８）。予め決められた
領域についての最終的なアンギオ像が得られる前に終了
を選択する（ステップ１０５）ことで途中結果すなわち
特定の領域で終了する（ステップ１０８）こともでき
る。以上の実施例で説明したようにＭＲＡにおいて撮像
済みの画像の再生を行い表示するのではなく各画像が得
られるたびにＭＩＰ処理後の画像を表示するようにす
る。このようにすることで途中で良否の判断が行えるよ
うになるため不良の場合に最後まで撮像せずに中断でき
る。また、時々刻々最終画像が表示されるので検査の進
行状況を容易に把握できる。更に、希望する部分が表示
された段階で撮像を中止することができるため効率の良
い検査を行うことができる。以上の説明ではリフェーズ
像とディフェーズ像のサブトラクションを取り、ＭＩＰ
(Maximum Intensity Projection)処理でアンギオ像を計
算・表示する場合について説明したが、本実施例で説明
した方法以外にもＴＯＦ(Time Of F1ight)法による撮像
やＭＩＰ(Minimum Intensity Projection)法など他の種
々の方法でアンギオ像を計算・表示する場合にも適用で
きることは言うまでもないことである。 【００２５】 【発明の効果】本発明によれば、ＭＲＡにおいて各画像
が得られるたびにアンギオ処理後の画像を表示できる。
このようにすることで撮影途中で時々刻々の画像を見る
ことができ良否の判断が行えるようになるため、不良の
場合や希望する画像ではない場合に最後まで撮像せずに
中断できる。

【図面の簡単な説明】 【図１】 本発明の一実施例の処理の概略フローチャー
トである。 【図２】 本発明の一実施例であるＮＭＲを用いた検査
装置の構成図である。 【図３】 スピンエコー法シーケンスの説明図である。 【図４】 傾斜磁場コイルの構成及び流す電流の方向を
示した図である。 【図５】 従来法の一例を示す処理の概略フローチャー
トである。 【符号の説明】 ５・・・・制御装置 ６・・・・高周波パルス発生器 ７・・・・電力増幅器 ８・・・・送受信兼用コイル ９・・・・増幅器 10・・・・検波器 １１・・・・信号処理装置 １２，１３，１４・・・・傾斜磁場を発生させるコイル １５，１６，１７，１９・・・・電源部 １８・・・・静磁場を発生させるコイル ２０・・・・被検者

フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 5/055

Claims (1)

1. (57)【特許請求の範囲】 【請求項１】 静磁場,傾斜磁場及び高周波磁場のそれ
   ぞれの磁場を発生させる磁場発生手段、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、該信号検出手
   段からの検出信号に所定の演算を施し、その結果を出力
   する電子計算機、および該電子計算機内の記憶装置に予
   め記憶されている所定の手順すなわち検査対象の静止部
   像を除去し、アンギオ像を得るための所定の処理を行な
   い、得られたアンギオ像を表示する処理の手順に従って
   上記各手段の動作タイミングを制御する制御装置、を有
   する核磁気共鳴を用いた検査装置において、 上記記憶装置に予め記憶されたアンギオ像を表示するま
   での手順に従った一連の処理を特定の領域について繰リ
   返し行い、それによって最終的なアンギオ像を得ること
   を特徴とする核磁気共鳴を用いた検査装置。