JPH01308539A - 動体イメージング装置 - 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】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、磁気共鳴現象を利用した体内断層撮影（磁気
共鳴イメージング、以下ｒＭＲＩＪという）装置におけ
る動体を映像化する際に有効な、動体イメージング方法
およびその装置に関する。

〔従来の技術〕

従来、ＭＲＩを利用した血管映像化技術については１例
えば、アイ・イー・イー・イー・トランザクション・オ
ン・メディカルイメージング、エム°アイー５．第３号
、第１４０頁から１５１頁（ＩＥＥＥ、Ｔｒａｎｓ。

ｏｎ　Ｍｅｄｉｃａｌ　Ｉｍａｇｉｎｇ、Ｍ　Ｉ−５，
Ｎｎ３．（１９８６）、ｐｐ。

１４０−１５１）において詳しく論じられている。

基本的に、サブトラクション法とキャンセレーション法
の２種類がある。両手法とも、フローエンコードパルス
と呼ばれる動きによって、位相変化を生じさせるパルス
を利用している。上記フローエンコードパルスが流れの
方向に存在すると。

速度に応じた位相変化を生じる。

サブトラクション法では、上記フローエンコードパルス
を含むｆｌｏｗ−ｓｅｎｓｉｔｉｖｅシーケンスと、こ
れを含まないｆ　ｌｏｗ−ｉｎｓｅｎｓｉｔｉｖｅシー
ケンスとの間で、再生画像の減算を行う。血管内の血流
は層流となっているため、上記ｆｌｏｗ−ｓｅｎｓｉｔ
ｉｖｅシーケンスで撮影すると、血管の中心からの距離
毎に異なる位相変化を生ずる。その結果、積分した投影
データは互いにキャンセルし合い、血管部からは信号が
でない。また、ｆｌｏｗ−ｉｎｓｅｎｓｉｔｉｖｅシー
ケンスでは、動きによって位相が変化しないため、層流
でも血管から信号がでる。静止部は、いずれのシーケン
スでも信号がでるが、２つのシーケンスで減算すると静
止部は消え、２つのシーケンスの差の血管部のみが表わ
れるというものである。

一方、キャンセレーション法は、１回の撮影で血管を得
る方式である。スピンを励起する際に、３６０°パルス
に相当する高周波磁場を印加し、同時にフローエンコー
ドパルスを印加する。静止部は元の状態に戻るので信号
は発生しないが、動きのある部分では、フローエンコー
ドパルスによって位相が変化するため、信号が発生する
。従って、観測信号を映像化すると血管だけが得られる
。

また、血管映像化法ではないが、血流計測の一種として
、飛行時間法（ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ　ｍｅｔ
ｈｏｄ）と呼ばれる方法がある。その代表例は、ラジオ
ロジイ、第１５９号、第１９５〜１９９頁（Ｒａｄｉｏ
ｌｏｇｙ、ｖｏｌ、１５９ｐｐ１９５−１９９．１９８
６）において論じられているように。

流れのある上流を励起し、そこから流出するスピンを画
像として映像化する手法である。画像化されたスピンの
位置から流速を測定することができる。流れが速いスピ
ンは基準位置から遠くで映像化され、遅いスピンは近く
で映像化される。

〔発明が解決しようとする課題〕

上記従来技術の中で、サブトラクション法とキャンセレ
ーション法は、視野内で動くすべての部分が映像化され
るために１例えば、心臓の外壁を走行している冠状動脈
と心臓内の血液を原理的に分離できず、冠状動脈の映像
化が楚しい。

一方、飛行時間法を血管映像化に応用することにより、
冠状動脈の上流を励起すれば、原理的に冠状動脈のみを
映像化できる。しかし、冠状動脈が存在する心臓そのも
のが動くため、高周波磁場によって励起する位置が固定
となっている従来の飛行時間法では、連続的に変化する
冠状動脈の映像化は難しかった。

本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、その目的と
するところは、例えば、心臓の拍動とともにダイナミッ
クに変化する冠状動脈の如き動体の、時間的変化をとら
える方法およびそのための装置を提供することにある。

〔課題を解決するための手段〕

本発明の上記目的は、静磁場、傾斜磁場、高周波磁場の
発生手段と、被検体からの核磁気共鳴信号を取出す検出
手段と、検出された信号に対し画像再生を含む各種演算
を行う手段を有する磁気共鳴イメージング装置において
、前記被検体の移動を検出する手段を設けて、該検出手
段により被検体の位置を計測して、高周波磁場で励起す
る位置を前記計測の結果に基づいて変化させることを特
徴とする、動体イメージング方法、および、上述の磁気
共鳴イメージング装置において、前記被検体の移動を検
出する手段と、該検出手段による被検体の位置計測結果
に基づいて高周波磁場で励起する位置を変化させる手段
および再生画像を連続的に表示する手段を設けたことを
特徴とする、動体イメージング装置によって達成される
。

〔作用〕

本発明の動体イメージング方法においては、上記位置計
測結果に基づいて、スピンを励起する位置をコントロー
ルすることにより、例えば、前述の心臓の動きにかかわ
らず、常に、大動脈の付は根を含む位置が励起される。

第４図に心臓の模式図を示す如く、冠状動脈は心＠　３
０２から出る大動脈３０１の付は根３０５の位置で、左
冠状動脈３０３と右冠状動脈３０４とに枝分かれしてい
る。従って、付は根３０５を含み、映像化すべき左冠状
動脈３０３あるいは右冠状動脈３０４を含まない領域で
、血液のスピンを励起後、信号を観測すると、冠状動脈
のみが映像化される。

（実施例〕 以下１本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する
。

第２図は、本発明の一実施例であるＭＲＩ装置の構成の
概要を示すブロック図である。図において、２０１は均
一な静磁場を発生させるための静磁場発生系、２０２は
スピンを励起する高周波磁場を発生する送信系、２０３
は磁場の強さをＸｙｙ＊Ｚ方向に、それぞれ独立に線形
に変化させることが可能な傾斜磁場発生系、２０４は被
検体から発生する電磁波を受信し検波した後、Ａ／Ｄ変
換する受信系、２０５は該受信系からの計測データを基
に画像再生に必要な各種演算を行う処理装置、２０６は
再生結果を表示するＣＲＴ、２０７は上記構成における
各県の動作のコントロール手順を格納しておくパルスシ
ーケンスファイル、２０８は上記パルスシーケンスファ
イル内のコントロール手順に基づいて、各装置の動作タ
イミングをコントロールするシーケンス制御部、また、
２０９は被検体の心臓の状態をモニタする心電計であり
、該心電計の結果に基づき、処理装置２０５は、送信系
２０２から発生させる高周波磁場の周波数の指示を、シ
ーケンス制御部２０８に与える。

本発明を実施するパルスシーケンスの一例を、第３図に
示す。本シーケンスの内容は、前記パルスシーケンスフ
ァイル２０７に予め格納しておき、シーケンス制御部２
０８に対し、動作タイミング情報を与える。ただし、ス
ピンを励起するために用いる高周波磁場の周波数が励起
位置に対応するため、前記心電計２０９により計測した
波形と、予め計測した位置情１報マツプに基づいて、撮
影毎に、高周波磁場の周波数を設定する必要がある。

第３図に示すシーケンスにおいて、ＲＦは前記送信系２
０２で発生する高周波磁場の印加タイミング、Ｇ、、Ｇ
、およびＧ、は、それぞれ、Ｚ＋３’、Ｘ方向の傾斜磁
場の印加タイミング、また、Ｓ　ｉｇｎａｌ（計測信号
）は、計測信号４０８の計測タイミングを示すものであ
る。映像化する画像の座標の位置関係を、第５図に示す
。

以下、第２図〜第５図に従って、本実施例の動作を説明
する。高周波磁場ＲＦ４０６の印加と同時に、Ｘ方向傾
斜磁場Ｇｘ４０８を印加する。これにより、第５図５０
１に示す領域のみが励起される。

この領域は、第４図の大動脈の付は根３０５を含んでい
る。その後、上記Ｇｘ４０８の影響をキャンセルするＧ
ｘ４０９を印加した後、Ｇｘ４１０．Ｇｘ４１１゜Ｇｘ
４１２およびＧｘ４１３と交互に反転させて、計測信号
４１４，４１５，４１６および４１７をとる。ここでは
、第４エコー信号までしか計測していないが、もちろん
、この反転磁場を続けることで数十エコーまで観測可能
である。

これらの信号は、横緩和時間を無視すると、被検体に動
きがないと同一の信号が得られるが、血流を対象とする
場合には、各観測時の、励起されたスピンが存在する場
所で発生する電磁波を受信するために、異なった信号が
得られる。これらの信号を少なくとも１つ以上加算して
フーリエ変換し、映像化すると、血管系を見ることがで
きる。

上記説明においては、１回の計測で画像が得られるよう
に記述したが、これらの信号では、Ｘ方向の位置しか分
離できない。そこで、位相エンコードパルスと呼ばれる
０、４０７の磁場の大きさを変化させながら、何通りに
も前記信号４１４〜４１７を計測して、２方向を分離し
、画像化する。良く使ねれる変化回数は２５６回である
。繰り返す場合、心臓が常に同一状態になければならな
いので、第１図に示すように、心電計でモニタして同期
をとり、同一タイミングで繰り返す。例えば、シーケン
ス１０３が、これに相当する。

冠状動脈をダイナミックにとらえるためには。

一心拍内の各時相における血流を測定する必要がある。

そこで１例えば、５０ｍ５ｅｃ単位で、シーケンス１０
４，１０５．・・・、１０６と繰り返す。これらのシー
ケンスは、基本的に同じであるが、各時相で、励起すべ
き大動脈の付は根が変動するため、第３図に示すＲＦパ
ルス４０６の周波数をその位置に応じて変化させる点だ
けが異なる。

ＭＲＩでは、高周波磁場の周波数と位置が一対一に対応
するので、大動脈の付は根の位置がわかっていれば、周
波数を決定できる。従って、予め何等かの手段で、大動
脈の付は根の位置が、各時相によってどのように変化す
るかをテーブルで持っておけば良い。大動脈の付は根の
位置の決定方法については、後で述べる。

第１図のシーケンス１０３〜１０５の他の実施例を第６
図に示す。このときの励起は、第７図に示すようになる
。、ｌＪｌ域７０１と７０２を選択的に励起する必要が
あるため、２つの高周波磁場を用いる。それが第６図の
ＲＦパルス６０６，６０７である。上記ＲＦパルス６０
６は、９０’パルスと呼ばれるものであり、この例では
、傾斜磁場Ｇｘ６１０とともに印加し、領域７０２を選
択的に励起する。続いて、ＲＦパルス６０７と　Ｇ、６
０９を同時に印加して、２方向に領域を限定し、領域７
旧を選択的に励起する。・位相エンコードパルスＧ、６
０８は、第３図で説明した通り、２方向を分離するため
に大きさを変化させて印加する磁場である。また、Ｘ方
向傾斜磁場６１１は、傾斜磁場Ｇｘ６１Ｏの影響をキャ
ンセルするためのものである。Ｇｘ６１２は計測信号を
Ｇｘ６１３．６１４および６１５の中央に発生させるた
めに印加するダミーの傾斜磁場である。以下、第３図と
同様にＧｘを反転させ、計測信号６１６，６１７および
６１８をとる。もちろん、もっと多くとることができ、
これらの信号を少なくとも１つ以上加算して、各位相エ
ンコード毎にとった２５６回の計測データを並べて、２
次元フーリエ変換すると血管系を映像化できる。

次に、大動脈の付は根の位置を決定する方法について述
べる。ここでは、３次元イメージングを用いた例につい
て述べる。

第８図は、３次元イメージングの代表的なシーケンスの
例を示している。このシーケンスで、第１図に示したよ
うに、心拍に同期して、同様に信号を計測する。ただし
、この場合には、スライス選択位置は、心臓全体がすべ
ての心拍時相において含まれるような充分大きな領域に
固定する。

撮影後、画像を再生し、各スライスを見て、各時相にお
ける大動脈の付は根の位置を決定する。

それを、第９図に示すように１時相９０１毎に、Ｘ座標
９０２．　Ｙ座標９０３．　Ｚ座標９０４を格納したテ
ーブルとして作成する。これらの作業は、操作者が指示
しても良いが、適当な領域抽出アルゴリズムを適用し、
自動的に行っても良い。

以上、３次元イメージングを例にとったが、おおよそ大
動脈の付は根の位置がわかっていれば、スライス厚を厚
くしてとった２次元イメージングの付は板形状や、超音
波診断装置等で決定することも可能である。

最後に、第１０図に、位置決めに３次元イメージングを
利用した、全体の処理フローの例を示す。

ステップ１００１　： 第８図に示す３次元イメージングで、各心拍時相毎に画
像を撮影する。

ステップ１００２　： 人手あるいは計算機により、大動脈の付は根の位置を決
定し、第９図に示す励起位置テーブルを作成する。

ステップ１００３　： 励起位置テーブルに基づき、第３図のシーケンスにより
、各時相毎の血管像を撮影する。

ステップ１００４　： 各時相毎の血管像を、シネ画像のように連続的に表示す
る。

上記実施例によれば、従来、心臓とともに動く血管であ
るために、ＭＲＩで映像化が困難であった冠状動脈を、
一心拍内の各時相毎にとらえることができるようになり
、シネ画像のように表示することが可能となる。これに
より、従来、心臓診断で用いられていたＸ線造影撮影が
不要となり、より安全に、高画質の診断情報を提供する
ことが可能になる。

なお、励起位置決めの３次元イメージングに、変動傾斜
磁場を用いた超高速イメージングを適用すれば、検査時
間の短縮化を図ることができ、−層効果的である。また
、第５図において、励起位置５０１を視野の外になるよ
うに撮影し、フィルタでその領域をカットすると、静止
部である励起位置５０１が計測信号に含まれず、更に高
画質の画像が得られる。

〔発明の効果〕

本発明においては、静磁場、傾斜磁場、高周波磁場の発
生手段と、被検体からの核磁気共鳴信号を取出す検出手
段と、検出された信号に対し画像再生を含む各種演算を
行う手段を有する磁気共鳴イメージング装置において、
前記被検体の移動を検出する手段を設けて、該検出手段
により被検体の位置を計測して、高周波磁場で励起する
位置を前記計測の結果に基づいて変化させるようにした
ので、例えば、心臓の拍動とともにダイナミックに変化
する冠状動脈の時間的変化をとらえる等の。

動体イメージング方法およびそのための装置を実現でき
るという顕著な効果を奏するものである。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の撮影シーケンス全体の概念を示す図、
第２図は本発明の一実施例を示す装置のブロック構成図
、第３図は実施例のパルスシーケンスの一例を示す図、
第４図は心臓の概略図、第５図は上記シーケンスで撮影
したときに得られる画像の概念図、第６図は他の実施例
のパルスシーケンスを示す図、第７図は上記シーケンス
で撮影したときに得られる画像の概念図、第８図は大動
脈の付は根の位置を決定するために撮影するシーケンス
の一例を示す図、第９図は励起する位置テーブルの一例
を示す図、第１０［！ｌは全体の処理手順の一例を示す
フローチャートである。 １０３〜１０６：撮影シーケンス、２０１：静磁場発生
系、２０２：高周波磁場発生送信系、２０３：傾斜磁場
発生系、２０４：受信系、２０５：処理装置、２０６：
ＣＲＴ、２０７：パルスシーケンスファイル、２０８ニ
ジ−ケンス制御部、２０９：心電計。 特許出願人　株式会社　日立製作所

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、静磁場、傾斜磁場、高周波磁場の発生手段と、被検
   体からの核磁気共鳴信号を取出す検出手段と、検出され
   た信号に対し画像再生を含む各種演算を行う手段を有す
   る磁気共鳴イメージング装置において、前記被検体の移
   動を検出する手段を設けて、該検出手段により被検体の
   位置を計測して、高周波磁場で励起する位置を前記計測
   の結果に基づいて変化させることを特徴とする動体イメ
   ージング方法。 ２、前記励起する位置の変更を、高周波磁場の変調周波
   数を変化させることによって行うことを特徴とする特許
   請求の範囲第１項記載の動体イメージング方法。 ３、前記励起する位置が、常に被検体の同一部位を含む
   領域であることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載
   の動体イメージング方法。 ４、前記被検体の移動を検出する手段が、心臓の状態を
   検出する心電計であり、前記被検体の同一部位が、大動
   脈と心臓の接続部であることを特徴とする特許請求の範
   囲第３項記載の動体イメージング方法。 ５、前記心電計からの心電波形情報と前記大動脈と心臓
   の接続部の位置情報とを対応させるテーブルを有し、該
   テーブルを参照して励起する位置を変化させることを特
   徴とする特許請求の範囲第４項記載の動体イメージング
   方法。 ６、前記大動脈と心臓の接続部の位置情報を、３次元イ
   メージング手法により得ることを特徴とする特許請求の
   範囲第５項記載の動体イメージング方法。 ７、前記励起する位置を変化させる際に、心臓の位置に
   かかわらず、常に心臓から出る大動脈の主たる方向に沿
   ってスライス選択を行う高周波磁場を用いることを特徴
   とする特許請求の範囲第１項記載の動体イメージング方
   法。 ８、前記スライスの選択位置を、視野外にすることを特
   徴とする特許請求の範囲第７項記載の動体イメージング
   方法。 ９、静磁場、傾斜磁場、高周波磁場の発生手段と、被検
   体からの核磁気共鳴信号を取出す検出手段と、検出され
   た信号に対し画像再生を含む各種演算を行う手段を有す
   る磁気共鳴イメージング装置において、前記被検体の移
   動を検出する手段と、該検出手段による被検体の位置計
   測結果に基づいて高周波磁場で励起する位置を変化させ
   る手段および再生画像を連続的に表示する手段を設けた
   ことを特徴とする動体イメージング装置。 １０、前記被検体の移動を検出する手段が、心臓の状態
   を検出する心電計であり、前記被検体の再生画像を、一
   心拍内に複数枚撮影し表示することを特徴とする特許請
   求の範囲第９項記載の動体イメージング装置。