JPH0315458B2 - - Google Patents
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- JPH0315458B2 JPH0315458B2 JP59276153A JP27615384A JPH0315458B2 JP H0315458 B2 JPH0315458 B2 JP H0315458B2 JP 59276153 A JP59276153 A JP 59276153A JP 27615384 A JP27615384 A JP 27615384A JP H0315458 B2 JPH0315458 B2 JP H0315458B2
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Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の技術分野〕
本発明は、磁気共鳴（以下MRと称する）を利
用し、被検体として生体の断層像情報を収集し、
画像表示するようにしたMRイメージング（以下
MRIと称する）装置に係り、特に、収集される
複数の撮影対象画像の呼吸動作に伴う位置ズレを
防止するようにしたMRI装置に関する。
用し、被検体として生体の断層像情報を収集し、
画像表示するようにしたMRイメージング（以下
MRIと称する）装置に係り、特に、収集される
複数の撮影対象画像の呼吸動作に伴う位置ズレを
防止するようにしたMRI装置に関する。
MR現象は、生体を一様静磁場中に配置し、該
静磁場に傾斜磁場を重畳し且つ励起回転磁場を印
加することにより上記生体の特定部位に生じるも
のであり、このMR現象を映像化に応用する方法
としては種々提案されている。
静磁場に傾斜磁場を重畳し且つ励起回転磁場を印
加することにより上記生体の特定部位に生じるも
のであり、このMR現象を映像化に応用する方法
としては種々提案されている。
第１０図はMR現象を映像化に応用する際の代
表的なパルスシーケンスを示しており、通常SE
法と称されている。即ち、90゜SEPパルスPA１で
90゜倒れた磁化は、斜磁場PB１により位置情報に
相当する周波数で歳差運動を行い、時刻ｔ＝τ／
２における180゜パルスPA２で180゜反転され、時
刻ｔ＝τで再び集り、エコー信号ECを生じる。
磁化の回復まで時間TR待ち、再び次ぎの90゜SEP
パルスPA１を印加するようにしている。
表的なパルスシーケンスを示しており、通常SE
法と称されている。即ち、90゜SEPパルスPA１で
90゜倒れた磁化は、斜磁場PB１により位置情報に
相当する周波数で歳差運動を行い、時刻ｔ＝τ／
２における180゜パルスPA２で180゜反転され、時
刻ｔ＝τで再び集り、エコー信号ECを生じる。
磁化の回復まで時間TR待ち、再び次ぎの90゜SEP
パルスPA１を印加するようにしている。
一方、上記MR現象により生じたMR信号を用
いて再構成画像化のための空間情報を得る方法と
して逆投影法、２次元フーリエ変換法等が用いら
れている。
いて再構成画像化のための空間情報を得る方法と
して逆投影法、２次元フーリエ変換法等が用いら
れている。
逆投影法は、被検体を色々な方向から見た場合
の投影に相当する画像データを収集し、この収集
データを用いて画像を再構成するようにした方法
である。
の投影に相当する画像データを収集し、この収集
データを用いて画像を再構成するようにした方法
である。
２次元フーリエ変換法は、第ｉ行目の画像デー
タに相当している画素を、空間的に移動すること
により１画面を構成するようにした方法である。
タに相当している画素を、空間的に移動すること
により１画面を構成するようにした方法である。
上記画像際構成における逆投影法、２次元フー
リエ変換法は、いずれもパルスシーケンスを複数
回繰返して行う必要がある。この場合、磁化の回
復時間TRは物理的制限から数百ミリ秒から数秒
と長く、このため１スライス分の投影時間は数分
から十数分と長い時間を必要としている。
リエ変換法は、いずれもパルスシーケンスを複数
回繰返して行う必要がある。この場合、磁化の回
復時間TRは物理的制限から数百ミリ秒から数秒
と長く、このため１スライス分の投影時間は数分
から十数分と長い時間を必要としている。
また、上記逆投影法においては、第１１図ａに
示すように呼吸動作により生体の腹部Ｐ１が図示
Ａ１からＡ１′へと或る時間内に移動すれば、臓
器Ｐ２は図示Ｂ１からＢ１′へとその時間内で移
動する。このとき或る方向Ｃへの臓器Ｐ２の投影
データｄは図示ＤからD′へと移動する。即ち、
上記投影時間内で腹部Ｐ１の移動により位置ズレ
した投影データｄを与えることになり、良好な診
断情報を供することはできなかつた。
示すように呼吸動作により生体の腹部Ｐ１が図示
Ａ１からＡ１′へと或る時間内に移動すれば、臓
器Ｐ２は図示Ｂ１からＢ１′へとその時間内で移
動する。このとき或る方向Ｃへの臓器Ｐ２の投影
データｄは図示ＤからD′へと移動する。即ち、
上記投影時間内で腹部Ｐ１の移動により位置ズレ
した投影データｄを与えることになり、良好な診
断情報を供することはできなかつた。
同様に２次元フーリエ変換法では第１１図ｂに
示すように、呼吸動作により生体の腹部Ｐ１が図
示Ａ２からＡ２′へと或る時間内に移動すれば、
臓器Ｐ２は図示Ｂ２からＢ２′へとその時間内で
移動する。このときこのとき第ｉ行目の画像デー
タを収集しているとすれば、この画像データには
対象としている臓器Ｐ２の２点ｅ−ｆ間のデータ
が含まれることになる。即ち、上記投影時間内で
腹部Ｐ１の移動により位置ズレしたデータを与え
ることになり、上記逆投影法と同様に良好な診断
情報を供することはできなかつた。
示すように、呼吸動作により生体の腹部Ｐ１が図
示Ａ２からＡ２′へと或る時間内に移動すれば、
臓器Ｐ２は図示Ｂ２からＢ２′へとその時間内で
移動する。このときこのとき第ｉ行目の画像デー
タを収集しているとすれば、この画像データには
対象としている臓器Ｐ２の２点ｅ−ｆ間のデータ
が含まれることになる。即ち、上記投影時間内で
腹部Ｐ１の移動により位置ズレしたデータを与え
ることになり、上記逆投影法と同様に良好な診断
情報を供することはできなかつた。
本発明は上記事情に基づいてなされたもので、
その目的とするところは、生体が配置される高磁
場条件を考慮し、ノイズの影響を低減する共に、
収集される複数の撮影対象画像の呼吸動作に伴う
位置ズレ及びノイズの影響を防止可能とした
MRI装置を提供することにある。
その目的とするところは、生体が配置される高磁
場条件を考慮し、ノイズの影響を低減する共に、
収集される複数の撮影対象画像の呼吸動作に伴う
位置ズレ及びノイズの影響を防止可能とした
MRI装置を提供することにある。
かかる目的を達成するために本発明では、一様
静磁場中に被検体を配置し、該一様静磁場に傾斜
磁場を重畳し、且つパルスシーケンスを繰返して
行うことにより励起回転磁場を印加して対象とす
るスライス面に磁気共鳴現象を生じせしめ、該ス
ライス面から得られた磁気共鳴信号に基づく収集
データを信号処理系に導いて画像再構成を行い、
断層像情報を得て画像表示するようにした磁気共
鳴イメージング装置において、上記被検体の呼吸
動を検出する呼吸検出手段を有し、この呼吸検出
手段と上記信号処理系とを光伝送系を用いて結合
し、上記被検体の呼吸動作に同期して上記パルス
シーケンスを行うことを特徴とする。
静磁場中に被検体を配置し、該一様静磁場に傾斜
磁場を重畳し、且つパルスシーケンスを繰返して
行うことにより励起回転磁場を印加して対象とす
るスライス面に磁気共鳴現象を生じせしめ、該ス
ライス面から得られた磁気共鳴信号に基づく収集
データを信号処理系に導いて画像再構成を行い、
断層像情報を得て画像表示するようにした磁気共
鳴イメージング装置において、上記被検体の呼吸
動を検出する呼吸検出手段を有し、この呼吸検出
手段と上記信号処理系とを光伝送系を用いて結合
し、上記被検体の呼吸動作に同期して上記パルス
シーケンスを行うことを特徴とする。
以下本発明にかかるMRI装置を第１図に示す
一実施例に従い説明する。
一実施例に従い説明する。
第１図において１は一様静磁場を発生する静磁
場コイルであり、この静磁場コイル１内に被検体
として生体Ｐが配置される。２は静磁場コイル１
の電源として直流第電流を発生する静磁場電源で
ある。３は静磁場コイル１で発生する熱を冷却す
る熱交換器である。４は位置情報を与えるための
傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルである。５は
傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源である。
６は生体Ｐを載置するための寝台である。
場コイルであり、この静磁場コイル１内に被検体
として生体Ｐが配置される。２は静磁場コイル１
の電源として直流第電流を発生する静磁場電源で
ある。３は静磁場コイル１で発生する熱を冷却す
る熱交換器である。４は位置情報を与えるための
傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルである。５は
傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源である。
６は生体Ｐを載置するための寝台である。
７はコイル１，５内で生体Ｐを取囲むように配
置されてなるプローブヘツドであり、８はプロー
ブヘツド７に高周波電流を与える送信部であり、
これにより生成される高周波磁場によつて上記生
体Ｐの予定スライス部にMR現象を生じせしめ
る。９はMR現象が生じた部位より放射される微
弱なMR信号をプローブヘツド７で検出し、この
検出信号を検波し、Ａ／Ｄ変換する受信部であ
る。
置されてなるプローブヘツドであり、８はプロー
ブヘツド７に高周波電流を与える送信部であり、
これにより生成される高周波磁場によつて上記生
体Ｐの予定スライス部にMR現象を生じせしめ
る。９はMR現象が生じた部位より放射される微
弱なMR信号をプローブヘツド７で検出し、この
検出信号を検波し、Ａ／Ｄ変換する受信部であ
る。
１０はシステムコントローラであり、このシス
テムコントローラ１０は熱交換器３、静磁場電源
４、傾斜磁場電源５、寝台６、及び送信部８夫々
に制御信号を与え、受信部９、後述する呼吸検出
器１５から検出信号を取込むと共にCPU１１を
介してコントロールコンソール１２、高速演算器
１３、及び磁気デイスク１４との間で信号授受を
する。このシステムコントローラ１０では受信部
８からの受信データ（MR信号）をCPU１１に転
送する。CPU１１は高速演算装置１３により画
像を再構成し、再構成された画像を磁気デイスク
１４に格納し、これら一連の操作はロールコンソ
ール１２を操作者が対話入力して与える。
テムコントローラ１０は熱交換器３、静磁場電源
４、傾斜磁場電源５、寝台６、及び送信部８夫々
に制御信号を与え、受信部９、後述する呼吸検出
器１５から検出信号を取込むと共にCPU１１を
介してコントロールコンソール１２、高速演算器
１３、及び磁気デイスク１４との間で信号授受を
する。このシステムコントローラ１０では受信部
８からの受信データ（MR信号）をCPU１１に転
送する。CPU１１は高速演算装置１３により画
像を再構成し、再構成された画像を磁気デイスク
１４に格納し、これら一連の操作はロールコンソ
ール１２を操作者が対話入力して与える。
呼吸検出器１５は温度センサよりなり第２図に
示すように、生体Ｐの口腔、又は鼻控等の呼吸体
腔部近傍に配置され、呼吸気の温度を光学的に検
出し、その光化された温度情報を第３図に示すよ
うにコイル等よりなる本体部が設置された電波シ
ールド室１６から光伝送系１７により光電気変換
器１８に伝送され、ここで電気信号に変換され信
号処理部１９をなすシステムコントロー１０に与
えられる。なお、２０は呼吸検出器１５に光伝送
系１７を介して光（紫外光）を送る光源である。
示すように、生体Ｐの口腔、又は鼻控等の呼吸体
腔部近傍に配置され、呼吸気の温度を光学的に検
出し、その光化された温度情報を第３図に示すよ
うにコイル等よりなる本体部が設置された電波シ
ールド室１６から光伝送系１７により光電気変換
器１８に伝送され、ここで電気信号に変換され信
号処理部１９をなすシステムコントロー１０に与
えられる。なお、２０は呼吸検出器１５に光伝送
系１７を介して光（紫外光）を送る光源である。
この呼吸検出器１５の温度センサの動作原理
は、光フアイバの先端に取付けられた蛍光体の蛍
光強度が温度により変化することを利用して温度
を測定するようにしたものであり、蛍光体の励起
は紫外光を光フアイバより供給して行う。
は、光フアイバの先端に取付けられた蛍光体の蛍
光強度が温度により変化することを利用して温度
を測定するようにしたものであり、蛍光体の励起
は紫外光を光フアイバより供給して行う。
第４図はその構成の一例を示しており、２１
Ａ，２１Ｂは夫々光伝送系１７をなす紫外光の光
路としての光フアイバであり、光フアイバ２１Ａ
より進行してきた紫外光はミラー２２で反射され
て蛍光体２３を励起し、蛍光体２３から発した光
は光フアイバ２１Ｂで伝送され、光電気変換され
電気的な温度検出信号を与える。
Ａ，２１Ｂは夫々光伝送系１７をなす紫外光の光
路としての光フアイバであり、光フアイバ２１Ａ
より進行してきた紫外光はミラー２２で反射され
て蛍光体２３を励起し、蛍光体２３から発した光
は光フアイバ２１Ｂで伝送され、光電気変換され
電気的な温度検出信号を与える。
第５図ａは温度センサの出力を示したもので、
生体Ｐの呼吸気動作に同期して温度変化を示すこ
とになる。即ち、生体Ｐが呼気状態のときは高温
を示し、吸気状態のときは低温を示す。これによ
り第５図ｂに示すように呼気状態と吸気状態とを
判定することができる。ここで、ミラー２２及び
蛍光体２３はガラス２４の表面に塗布されて形成
されており、ガラス２４は光フアイバ２１Ａ，２
１Ｂに直角に接合させる。
生体Ｐの呼吸気動作に同期して温度変化を示すこ
とになる。即ち、生体Ｐが呼気状態のときは高温
を示し、吸気状態のときは低温を示す。これによ
り第５図ｂに示すように呼気状態と吸気状態とを
判定することができる。ここで、ミラー２２及び
蛍光体２３はガラス２４の表面に塗布されて形成
されており、ガラス２４は光フアイバ２１Ａ，２
１Ｂに直角に接合させる。
次ぎ上記の如く構成された本実施例の作用につ
いて説明する。
いて説明する。
即ち、第６図ａに示すように呼吸検出器１５か
らの検出信号が“呼気”を表わしている期間、第
６図ｂに示すようにシステムコントローラ１０は
MR信号Si，Si１，Si２までを収集する。ここ
で、呼吸検出信号が“吸気”になれば、システム
コントローラ１０は破線で示すようにスキヤンを
中断するか、スキヤンは実行してもMR信号の収
集は行わない。つぎに、呼吸検出信号が再び“呼
気”の状態になれば、システムコントローラ１０
はパルスシーケンスを起動してMR信号Si３を収
集する。そして、一画面分の画像データを生成す
るのに必要なデータを収集するまで上述の動作を
繰返す。従つて、生体Ｐの呼気吸気に同期して
MR信号を収集できるので、撮影対象部位の位置
ズレのない正確な再生画像を得ることができる。
らの検出信号が“呼気”を表わしている期間、第
６図ｂに示すようにシステムコントローラ１０は
MR信号Si，Si１，Si２までを収集する。ここ
で、呼吸検出信号が“吸気”になれば、システム
コントローラ１０は破線で示すようにスキヤンを
中断するか、スキヤンは実行してもMR信号の収
集は行わない。つぎに、呼吸検出信号が再び“呼
気”の状態になれば、システムコントローラ１０
はパルスシーケンスを起動してMR信号Si３を収
集する。そして、一画面分の画像データを生成す
るのに必要なデータを収集するまで上述の動作を
繰返す。従つて、生体Ｐの呼気吸気に同期して
MR信号を収集できるので、撮影対象部位の位置
ズレのない正確な再生画像を得ることができる。
また、生体Ｐの周囲ではコイル１，２による高
磁場、及びプローブヘツド６による高周波磁場が
生成されている。この場合、呼吸検出器１５から
直接出力される呼吸検出信号は光化されたもので
あり、また、この光化された信号は光伝送系１７
によりシールドルーム１６から信号処理部１８に
至るまで伝送され、この磁場の影響を受けない信
号処理部１８にて電気信号化されるようにしてい
る。よつて、生体Ｐから検出される呼吸検出信号
は信号処理部１８に至るまでは一切電気信号の形
態をとることがないので、磁場によるノイズを受
けることがなく、正確な生体Ｐの呼気吸気状態を
判定することができ、上述した呼気吸気同期によ
るMR信号の収集は、極めて正確なものとなる。
磁場、及びプローブヘツド６による高周波磁場が
生成されている。この場合、呼吸検出器１５から
直接出力される呼吸検出信号は光化されたもので
あり、また、この光化された信号は光伝送系１７
によりシールドルーム１６から信号処理部１８に
至るまで伝送され、この磁場の影響を受けない信
号処理部１８にて電気信号化されるようにしてい
る。よつて、生体Ｐから検出される呼吸検出信号
は信号処理部１８に至るまでは一切電気信号の形
態をとることがないので、磁場によるノイズを受
けることがなく、正確な生体Ｐの呼気吸気状態を
判定することができ、上述した呼気吸気同期によ
るMR信号の収集は、極めて正確なものとなる。
上述した実施例は、生体Ｐの呼気・吸気状態の
検出を、該生体Ｐに何等手を加えること無く且つ
非接触にて行うものであつて、呼吸気温度を、耐
ノイズ特性に優れた純粋な光方式にて検出するこ
とにより成し得るものであるが、同様の趣旨のも
とであり且つ構成が簡単にして次のような構成を
採ることができる。すなわち、第７図に示すよう
に２本のフアイバ２５Ａ，２５Ｂを対向させ、そ
の接合部位に蛍光体２６を設けることにより、第
４図に示す原理と同様に温度による蛍光体２６の
発光温度の変化を利用し、光化した温度検出信号
を得るようにしてもよい。
検出を、該生体Ｐに何等手を加えること無く且つ
非接触にて行うものであつて、呼吸気温度を、耐
ノイズ特性に優れた純粋な光方式にて検出するこ
とにより成し得るものであるが、同様の趣旨のも
とであり且つ構成が簡単にして次のような構成を
採ることができる。すなわち、第７図に示すよう
に２本のフアイバ２５Ａ，２５Ｂを対向させ、そ
の接合部位に蛍光体２６を設けることにより、第
４図に示す原理と同様に温度による蛍光体２６の
発光温度の変化を利用し、光化した温度検出信号
を得るようにしてもよい。
この他、先の二例と同じく生体Ｐの呼気吸気状
態の検出を、該生体Ｐに何等手を加えること無く
且つ非接触にして行うものであつて、呼気又は吸
気に係るCO2濃度変化を、光要素と電気要素とを
用いて検出するものとして構成することができ
る。すなわち、CO2センサを用い、鼻控の呼気吸
気のCO2濃度の変化を測定して、呼吸動作を検出
するようにしてもよい。この場合、CO2センサの
電気出力を光出力に変換する電気光変換器を設け
て、光伝送系１６により光化された呼吸検出信号
を伝送することができる。
態の検出を、該生体Ｐに何等手を加えること無く
且つ非接触にして行うものであつて、呼気又は吸
気に係るCO2濃度変化を、光要素と電気要素とを
用いて検出するものとして構成することができ
る。すなわち、CO2センサを用い、鼻控の呼気吸
気のCO2濃度の変化を測定して、呼吸動作を検出
するようにしてもよい。この場合、CO2センサの
電気出力を光出力に変換する電気光変換器を設け
て、光伝送系１６により光化された呼吸検出信号
を伝送することができる。
さらに、先の三例と同じく生体Ｐの呼気吸気状
態の検出を、該生体Ｐに何等手を加えること無く
且つ非接触にして行うものであつて、呼吸気温度
を、サーミスタ等の電気要素と光要素とにより検
出するものとして構成することができる。すなわ
ち、温度検出素子としてサーミスタ、熱電対を用
い、鼻腔の呼気吸気の温度の変化を測定して、呼
吸動作を検出するようにしてもよい。この場合、
サーミスタ、熱電対の電気出力を光出力に変換す
る電気光変換器を設けて、光伝送系１６により光
化された呼吸検出信号を伝送することができる。
態の検出を、該生体Ｐに何等手を加えること無く
且つ非接触にして行うものであつて、呼吸気温度
を、サーミスタ等の電気要素と光要素とにより検
出するものとして構成することができる。すなわ
ち、温度検出素子としてサーミスタ、熱電対を用
い、鼻腔の呼気吸気の温度の変化を測定して、呼
吸動作を検出するようにしてもよい。この場合、
サーミスタ、熱電対の電気出力を光出力に変換す
る電気光変換器を設けて、光伝送系１６により光
化された呼吸検出信号を伝送することができる。
さらに、先の四例と同じく生体Ｐの呼気吸気状
態の検出を、該生体Ｐに何等手を加えること無く
且つ非接触にして行うものであつて、呼吸気流
を、赤外線センサという電気要素と光要素とによ
り検出するものとして構成することができる。す
なわち、赤外線センサを用い、第８図に示すよう
にシールド２７で囲まれた赤外線発生源２８、赤
外線センサ２９を設けて、呼気流の乱れにより散
乱した赤外線発生源２８からの赤外線を赤外線セ
ンサ２９で検知して、その出力の時間変化から気
流の乱れを検出し、呼気吸気を検出する。この場
合、赤外線センサ２９の電気出力を光出力に変換
する電気光変換器を設けて、光伝送系１６により
光化された呼吸検出信号を伝送することができ
る。
態の検出を、該生体Ｐに何等手を加えること無く
且つ非接触にして行うものであつて、呼吸気流
を、赤外線センサという電気要素と光要素とによ
り検出するものとして構成することができる。す
なわち、赤外線センサを用い、第８図に示すよう
にシールド２７で囲まれた赤外線発生源２８、赤
外線センサ２９を設けて、呼気流の乱れにより散
乱した赤外線発生源２８からの赤外線を赤外線セ
ンサ２９で検知して、その出力の時間変化から気
流の乱れを検出し、呼気吸気を検出する。この場
合、赤外線センサ２９の電気出力を光出力に変換
する電気光変換器を設けて、光伝送系１６により
光化された呼吸検出信号を伝送することができ
る。
さらに、先の五例と同じく生体Ｐの呼気吸気状
態の検出を、該生体Ｐに何等手を加えること無く
且つ非接触にして行うものであつて、呼吸気流
を、圧力センサという電気要素と光要素とにより
検出するものとして構成することができる。すな
わち、圧力センサを用いる方法として、第９図に
示すように呼気流を電極３０に導いて、この電極
３０の位置変化に伴う容量変化を抵抗３１、増幅
器３２で検出し呼吸検出信号を得るようにしても
よい。この場合、増幅器３２の電気出力を光出力
に変換する電気光変換器を設けて、光伝送系１６
により光化された呼吸検出信号を伝送することが
できる。
態の検出を、該生体Ｐに何等手を加えること無く
且つ非接触にして行うものであつて、呼吸気流
を、圧力センサという電気要素と光要素とにより
検出するものとして構成することができる。すな
わち、圧力センサを用いる方法として、第９図に
示すように呼気流を電極３０に導いて、この電極
３０の位置変化に伴う容量変化を抵抗３１、増幅
器３２で検出し呼吸検出信号を得るようにしても
よい。この場合、増幅器３２の電気出力を光出力
に変換する電気光変換器を設けて、光伝送系１６
により光化された呼吸検出信号を伝送することが
できる。
この他に本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々
変形して実施できる。
変形して実施できる。
以上詳述した本発明によれば、被検体の呼吸動
作を検出する呼吸検出手段を有し、この呼吸検出
手段と信号処理系とを光伝送系を用いて結合し、
上記被検体の呼吸動作に同期して上記パルスシー
ケンスを行うように構成したので、被検体が配置
される高磁場条件を考慮し、ノイズの影響を低減
であると共に、収集される複数の撮影対象画像の
呼吸動作に伴う位置ズレ及びノイズの影響を防止
可能としたMRI装置が提供できる。
作を検出する呼吸検出手段を有し、この呼吸検出
手段と信号処理系とを光伝送系を用いて結合し、
上記被検体の呼吸動作に同期して上記パルスシー
ケンスを行うように構成したので、被検体が配置
される高磁場条件を考慮し、ノイズの影響を低減
であると共に、収集される複数の撮影対象画像の
呼吸動作に伴う位置ズレ及びノイズの影響を防止
可能としたMRI装置が提供できる。
第１図は本発明に係るMRI装置の一実施例を
示すブロツク図、第２図は同実施例における生体
と呼吸検出器との配置関係を示す図、第３図は同
実施例における呼吸検出器と信号処理部との伝送
系を示す図、第４図は同実施例における呼吸検出
器の温度センサの一構成例を示す図、第５図は同
実施例における呼吸検出器の出力と呼気吸気との
関係を示す波形図、第６図は同実施例におけるパ
ルスシーケンスを示す波形図、第７図乃至第９図
は夫々本発明の他の実施例を示す図、第１０図は
MR現象を映像化するパルスシーケンスの一例を
示す図、第１１図はMR信号を用いて画像再構成
する方法を示す図である。 １……静磁場コイル、２……静磁場電源、３…
…熱交換器、４……傾斜磁場コイル、５……傾斜
磁場電源、６……寝台、７……プローブヘツド、
８……送信部、９……受信部、１０……システム
コントローラ、１１……CPU、１２……コント
ロールコンソール、１３……高速演算機、１４…
…磁気デイスク、１５……呼吸検出器、１６……
電波シールド室、１７……光伝送系、１８……信
号処理部、１９……光電気変換器、２０……光
源、２１Ａ，２１Ｂ，２５Ａ，２５Ｂ……光フア
イバ、２２……ミラー、２３，２６……蛍光体、
２４……ガラス、２７……シールド、２８……赤
外線発生源、２９……赤外線センサ、３０……電
極、３１……抵抗、３２……増幅器。
示すブロツク図、第２図は同実施例における生体
と呼吸検出器との配置関係を示す図、第３図は同
実施例における呼吸検出器と信号処理部との伝送
系を示す図、第４図は同実施例における呼吸検出
器の温度センサの一構成例を示す図、第５図は同
実施例における呼吸検出器の出力と呼気吸気との
関係を示す波形図、第６図は同実施例におけるパ
ルスシーケンスを示す波形図、第７図乃至第９図
は夫々本発明の他の実施例を示す図、第１０図は
MR現象を映像化するパルスシーケンスの一例を
示す図、第１１図はMR信号を用いて画像再構成
する方法を示す図である。 １……静磁場コイル、２……静磁場電源、３…
…熱交換器、４……傾斜磁場コイル、５……傾斜
磁場電源、６……寝台、７……プローブヘツド、
８……送信部、９……受信部、１０……システム
コントローラ、１１……CPU、１２……コント
ロールコンソール、１３……高速演算機、１４…
…磁気デイスク、１５……呼吸検出器、１６……
電波シールド室、１７……光伝送系、１８……信
号処理部、１９……光電気変換器、２０……光
源、２１Ａ，２１Ｂ，２５Ａ，２５Ｂ……光フア
イバ、２２……ミラー、２３，２６……蛍光体、
２４……ガラス、２７……シールド、２８……赤
外線発生源、２９……赤外線センサ、３０……電
極、３１……抵抗、３２……増幅器。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 被検体が置かれる空間に静磁場を発生する静
磁場発生手段と、 この静磁場に重畳して予定方向についての傾斜
磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、 磁気共鳴周波数の高周波パルスを発生するパル
ス発生手段と、 前記被検体に生じた磁気共鳴信号を検出する受
信手段と、 前記被検体の特定部位に磁気共鳴現象を生じせ
しめ且つ該現象に伴つて前記特定部位から誘起す
る磁気共鳴信号を検出すべく前記傾斜磁場発生手
段、パルス発生手段、受信手段それぞれを駆動す
る制御手段と、 前記被検体の呼吸体腔部に近接して配置される
ものであつて、前記体腔部からの呼吸を検出する
呼吸検出手段と、 この呼吸検出手段の出力に基づき前記被検体の
呼気状態と吸気状態とを判定する判定手段と、 この判定手段の出力に基づき前記傾斜磁場発生
手段、パルス発生手段、受信手段それぞれを前記
被検体の呼吸動作に同期して駆動すべく前記制御
手段に指令を与える手段と、 を具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージン
グ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59276153A JPS61154655A (ja) | 1984-12-28 | 1984-12-28 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59276153A JPS61154655A (ja) | 1984-12-28 | 1984-12-28 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61154655A JPS61154655A (ja) | 1986-07-14 |
| JPH0315458B2 true JPH0315458B2 (ja) | 1991-03-01 |
Family
ID=17565495
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59276153A Granted JPS61154655A (ja) | 1984-12-28 | 1984-12-28 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS61154655A (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH03198834A (ja) * | 1989-12-26 | 1991-08-30 | Shimadzu Corp | 核磁気共鳴断層撮像装置における呼吸同期撮像方法および呼吸同期撮像用温度センサ |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6077744A (ja) * | 1983-10-04 | 1985-05-02 | 三菱電機株式会社 | 画像診断装置 |
| JPS6125542A (ja) * | 1984-07-13 | 1986-02-04 | 株式会社島津製作所 | 被検体の呼吸性体動検出器付ｎｍｒイメ−ジング装置 |
-
1984
- 1984-12-28 JP JP59276153A patent/JPS61154655A/ja active Granted
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6077744A (ja) * | 1983-10-04 | 1985-05-02 | 三菱電機株式会社 | 画像診断装置 |
| JPS6125542A (ja) * | 1984-07-13 | 1986-02-04 | 株式会社島津製作所 | 被検体の呼吸性体動検出器付ｎｍｒイメ−ジング装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS61154655A (ja) | 1986-07-14 |
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