JPH01274749A

JPH01274749A - 核磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JPH01274749A
Application number: JP63103918A
Authority: JP
Inventors: Hiroko Tanji; 丹治　博子; Shigeru Watabe; 滋渡部
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1988-04-28
Filing date: 1988-04-28
Publication date: 1989-11-02

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（以下、ＮＭＲと略記する）現象
を利用して被検体の断層画像を得るＮＭＲイメージング
装置に関するものである。

〔従来の技術〕

ＮＭＲイメージング装置においては、画像の質を決定す
る種々のパラメータが存在するが、同一スライス面を励
起する時間間隔すなわち繰り返し時間もその１つである
。ＮＭＲ信号の取得は通常前記繰り返し時間毎に行なわ
れるが、前記のような撮影方法では、心臓のように拍動
する臓器においては、心臓の動きを無視して撮像するこ
とになるため、目的とする臓器の画像上にボケが生じる
。

前記臓器画像のボケを防ぐため、従来この種の装置では
、心臓を撮像する場合、心臓の拍動（以下、心拍と略記
する）を反映した心電図に同期して高周波磁場を被検体
に照射し、発生するＮＭＲ信号を取得する撮像法を用い
ている。

〔発明が解決しようとする課題〕

上記従来技術は、心電同期画像の取得に主眼がおかれて
いるが、その画像が取得されたタイミングが、心拍のど
の位相に相当するかという情報の明示という点で配慮が
欠けていた。心電同期画像においては、画像取得タイミ
ングと心拍位相との相関が臨床上重要な情報であり、単
にＲ波からの遅延時間を表示しただけでは、前記相関を
正確に把握できないという問題点があった。心電波形と
画像とを独立に出力する従来の装置では、上述のように
画像と心電情報を一致させるのが困難であった。

〔課題を解決するための手段〕

本発明は、従来装置に心電波形をディジタル化して計測
し記憶する構成要素と、画像表示部内に心電波形表示部
を設け、心電同期画像表示時に同一画面内に同期の対象
とした心電図を表示し、画像取得タイミングを心電波形
上にマーカー等で付加表示することにより、上記問題点
を解決した。

〔作用〕

心電同期画像表示時に、同期の対象とした心電波形およ
び画像取得タイミング情報等を、心電同期画像と同一画
面内に表示することによって、画像が取得された心拍の
タイミングを可視化、明示することが可能となる。上記
の結果、診断の効率向上および診断能の向上が期待でき
る。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて詳細に説明
する。

第１図は本発明に係わるＮＭＲイメージング装置の全体
構成例を示すブロック図である。このＮＭＲイメージン
グ装置は、ＮＭＲ現象を利用して被検体１の断層画像を
得るもので、静磁場発生磁石１０と中央処理装置（以下
、ＣＰＵと略記する）１１と、シーケンサ１２と、送信
系１３と、磁場勾配発生系１４と、受信系１５と、信号
処理系１６と、心電信号受信系２９と心電信号Ａ／Ｄ変
換器３２からなる。上記静磁場発生磁石１０は、被検体
１の周りにその体軸方向または、体軸と直交する方向に
強く均一な静磁場を発生させるもので、上記被検体１の
周りにある広がりをもった空間に永久磁石または常電導
方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されてい
る。上記心電信号受信系２９及び心電信号Ａ／Ｄ変換器
３２は、心電信号受信系２９で測定した心電信号を心電
信号伝達系３ｏを介して心電信号増幅器３１で増幅した
後に、心電信号Ａ／Ｄ変換器３２に入力してデジタル量
に変換されＣＰＵＩＩに送るようになっている。上記シ
ーケンサ１２は、ＣＰＵＩ　１の制御で動作し、心電同
期モードが選択された場合には、心電信号のＲ波から作
成されたトリガ信号に同期し、被検体１の断層画像のデ
ータ収集に必要な種々の命令を送信系１３および磁場勾
配発生系１４並びに受信系１３に送るものである。上記
送信系１３は、高周波発振器１７と変調器１８と高周波
増幅器１９と送信側の高周波コイル２０ａとからなり、
上記高周波発振器１７から出力された高周波パルスをシ
ーケンサ１２の命令に従って、変調器１８で振幅変調し
、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１９
で増幅した後に被検体１に近接して配置された高周波コ
イル２０ａに供給することにより、電磁波を上記被検体
１に照射するようになっている。上記磁場勾配発生系１
４は、Ｘ、ｙ、ｚの３軸方向に置かれた傾斜磁場コイル
２１と、それぞれのコイルを駆動する傾斜磁場電源２２
とからなり、上記シーケンサ１２からの命令に従って、
それぞれのコイルの傾斜磁場電源２２を駆動することに
より、ｘｐ３’、Ｚの３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ　、ＧＹ
　ｓ　Ｇｚを被検体１に印加するようになっている。こ
の傾斜磁場の加え方により、被検体１に対するスライス
面を設定することができる。上記受信系１５は、受信側
高周波コイル２０ｂと増幅器２３と直交位相検波器２４
とＡ／Ｄ変換器２５とからなり、上記送信側の高周波コ
イル２０ａから照射された電磁波によって被検体１の応
答の電磁波（ＮＭＲ）信号を被検体１に近接して配置さ
れた高周波コイル２０ｂで検出し、増幅器２３および直
交位相検波器２４を介してＡ／Ｄ変換器２５に入力して
デジタル量に変換し、さらにシーケンサ１２からの命令
によるタイミングで直交位相検波器２４によりサンプリ
ングされた２系列の収集データとし、その信号を信号処
理系１６に送るようになっている。この信号処理系１６
は、ＣＰＵ１１と、磁気ディスク２６および磁気テープ
２７等の記録装置と、ＣＲＴ等のデイスプレィ２８とか
らなり、上記ＣＰＵＩＩでフーリエ変換、補正係数計算
像再構成などの処理を行い、任意断面の信号強度分布あ
るいは複数の信号に適当な演算を行なって得られた分布
を映像化してデイスプレィ２８に表示するようになって
いる。また、ＣＰＵＩＩにより、心電波形をデイスプレ
ィ２８上の前記映像と同一画面に表示させる。

なお、第１図において、送信側及び受信側の高周波コイ
ル２１は被検体１の周りの空間に配置された静磁場発生
磁石１０の磁場空間内に配置されている。また、心電信
号増幅器３１と心電信号Ａ／Ｄ変換器３２は、それぞれ
ＮＭＲ信号受信系の増幅器２３とＡ／Ｄ変換器２５と共
用することも可能である。また、心電信号伝達系３０は
、有線。

無線どちらでもかまわない。

第２図は、典型的なスピン、エコー計測におけるタイム
・シーケンスを模式的に表わしたものである。第２図に
おいて、ＲＦは無線周波の信号の照射のタイミング及び
選択励起のためのエンベロープを示している。Ｇｚはス
ライス方向の傾斜磁場印加のタイミングを示す。ａｙは
位相エンコード方向傾斜磁場印加のタイミングとその振
幅を変えて計測することを示す。Ｇｘは周波数エンコー
ド傾斜磁場印加のタイミングを示し、Ｓｉｇｎａｌは計
測されるＮＭＲ信号を示す。最下段はタイム・シーケン
スを１〜６に区間分けしたものである。なお、ｘ、ｙ、
ｚ三軸はそれぞれ直交したデカルト座標軸である。第２
図中区間１においては、９０度選択励起パルスを照射す
るとともにスライス方向傾斜磁場を印加する。区間２に
おいては、位相エンコード方向傾斜磁場を印加し、Ｙ方
向に関して依存した核スピンの回転を付加する。さらに
区間２において、周波数エンコード傾斜磁場を印加する
。これは、区間６においてＮＭＲ信号を計測する際に１
時間原点が区間６の中央に来るように。

核スピンをあらかじめデイフェイズ（ｄｅｐｈａｓｅ、
位相を反転させること）させておくためのものである。

区間３では、何らの信号も出さない。区間４では、１８
０度選択励起パルスを照射するとともに、スライス方向
傾斜磁場を印加する。区間５では何らの信号も出さない
。区間６では１周波数エンコード傾斜磁場を印加すると
ともに、ＮＭＲ信号の計測を行なう。

第３図は、心電同期計測の１例として心電同期マルチエ
キサイチージョン計測のシーケンスを模式的に示したも
のである。各エキサイチージョンのスピン・エコー信号
を計測する個々のシーケンスは、第２図に示すものであ
る。最下段は、タイム・シーケンスを■〜■に区間分け
したものである。ＥＣＧトリガー３４は、ＥＣＧ波形Ｒ
波３３がある閾値を＋（プラス）方向に通過したときに
生じる。第３図中区間Ｉは、ＥＣＧトリガー３４から周
波数エンコード傾斜磁場印加までのデイレイ（遅れ）時
間を示す。区間■は、１位相目の９０度選択励起パルス
３５及び１８０度選択励起パルス３６を照射し、区間■
において取得するＮＭＲエコー信号を発生させる０区間
■は、１位相目のＮＭＲ信号３７を取得する。区間■は
、２位相目の９０度選択励起パルス３８を照射し、１８
０度選択励起パルス３９を照射する０区間■は、２位相
目のＮＭＲ信号４０を取得する０区間■、■、■、■は
、前記１．ＩＩ、ＩＩＩ、ＩＶと同様の事をくりかえす
。

第４図は、心電同期計測の１例である心電同期マルチ・
スライス／マルチ・フェイズ計測のシーケンスを模式的
に示したものである。各スライスのスピン・エコー信号
を計測する個々のシーケンスは、第２図に示すものであ
る。最下段は、タイム・シーケンスをａ−１に区間分け
したものである。ＥＣＧトリガー３４は、ＥＣＧ波形Ｒ
波３３がある閾値を＋（プラス）方向に通過したときに
生じる。第４図中区間ａは、ＥＣＧトリガー３４から周
波数エンコード傾斜磁場印加までのデイレイ（遅れ）時
間を示す。区間すは、１スライス目の９ｏ度選択励起パ
ルス４１及び１８０度選択励起パルス４２を照射し、区
間Ｃにおいて取得するＮＭＲエコー信号を発生させる。

区間Ｃは、１スライス目のＮＭＲ信号４３を取得する。

区間ｄは、２スライス目の９０度選択励起パルス４４を
照射し、１８０度選択励起パルス４５を照射する。区間
ｅは、２スライス目のＮＭＲ信号４６を取得する。この
時、１スライス目と２スライス目では時間経過があるた
め異なった位相になる。区間ｆ。

ｇ＋）１＋１は、前記ａ、ｂ、ｃ、ｄと同様の事をくり
かえす。

第５図は、本発明によるデイスプレィ２８の表示例であ
る。デイスプレィ２８画面内に心電波形表示部４７を設
けている。ＣＰＵＩＩによりデイスプレィ２８画面中央
に心拍同期画像を表示し、心電波形表示部４７に心電波
形を表示したものである。この心電波形は、画像取得タ
イミングの心拍位相部分４８を他の部分より線幅を拡げ
強調し、心電波形の下にスケール４９を表示し心電図の
時間計測を容易にしている。なお、心電波形の表示はデ
イスプレィ２８画面上であるならば第５図に・　おける
位置だけとは限らない。また、心電波形において、画像
取得タイミングの表示は該当する位相部分を、高輝度に
する、点滅させるなどの手段によっても強調できる。ま
た、スケールの表示位置も上下左右何処でもかまわない
。

〔発明の効果〕

以上述べたように本発明によれば、心電同期画像表示時
に心電波形表示部を画像表示同一画面内に設け、臨床上
重要な情報である心電波形を画像と一緒に表示するよう
にしたので、心電同期画像と心電情報を一致させるのが
容易になる。また。

心電同期画像が心電図におけるどの位相であるかを心電
波形上で可視できる手段を設けたので診断能が格段に向
上するという効果がある。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明装置の全体構成例を示すブロック図、
第２図は典型的なスピン・エコー計測におけるタイム・
シーケンスを模式的に表わした図、第３図は、心電同期
計測の一例であるマルチ・エキサイチージョン計測のタ
イム・シーケンスを表わした図、第４図は、マルチ・ス
ライス／マルチ・フェイズ計測のタイム・シーケンスを
表わした図である。第５図はデイスプレィ表示について
の具体例を説明するための図である。１・・・被検体、１０・・−静磁場発生磁石、１１・・
・中央処理袋！　（ＣＰＵ）、１３・・・送信系、１４
・・・磁場勾配発生系、１５・・・受信系、１６・・・
信号処理系、２３・・・増幅器、２５・・・Ａ／Ｄ変換
器、２９・・・心電信号受信系、３０・・・心電信号伝
達系、３１・・・心電信号増幅器、３２・・・心電信号
拍同期用Ａ／Ｄ変換器、４７・・・心電波形表示部。茅　２　固／Ｂθ。

Claims

【特許請求の範囲】

１、被検体に静磁場及び傾斜磁場を与える手段と、前記
被検体の組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴をお
こさせるために高周波磁場を与える手段と、前記核磁気
共鳴による信号を検出するための核磁気共鳴信号検出手
段と、この検出手段により検出された核磁気共鳴信号を
用いて画像再構成演算を行なう演算手段とを備えてなる
核磁気共鳴イメージング装置において、前記被検体の心
電図波形データを収集する手段と、前記データ収集手段
によつて得た心電波形に同期して、被検体へ前記高周波
磁場を照射し、発生する核磁気共鳴信号を取得する手段
と、前記心電に同期した核磁気共鳴信号を演算再構成し
た画像と前記心電波形とを同一表示画面に表示するとと
もに心電波形に再構成画像の撮像時相を表示する手段を
具備することを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置
。