JPH06102064B2 - Ｎｍｒイメ−ジング装置 - Google Patents
Ｎｍｒイメ−ジング装置Info
- Publication number
- JPH06102064B2 JPH06102064B2 JP61009423A JP942386A JPH06102064B2 JP H06102064 B2 JPH06102064 B2 JP H06102064B2 JP 61009423 A JP61009423 A JP 61009423A JP 942386 A JP942386 A JP 942386A JP H06102064 B2 JPH06102064 B2 JP H06102064B2
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- Japan
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- time
- heartbeat
- magnetic field
- nmr imaging
- imaging apparatus
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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、形態が時間的に変化する器官から核磁気共鳴
現象を用いて医学的に有用な診断情報すなわち生体の断
層像を得るNMRイメージング装置に係り、特に、周期的
に動作する心臓内の大血管の静止画像を短時間で効率よ
く得るためのNMRイメージング装置に関する。
現象を用いて医学的に有用な診断情報すなわち生体の断
層像を得るNMRイメージング装置に係り、特に、周期的
に動作する心臓内の大血管の静止画像を短時間で効率よ
く得るためのNMRイメージング装置に関する。
初期のNMRイメージング装置においては、生体の静止し
ている器官の撮影は比較的容易であったが、心臓のよう
に動いている器官の撮影は、被検体としての器官の動き
の影響を何等かの手段により排除しないと、画像のぶれ
を生ずるので、かなり困難であった。
ている器官の撮影は比較的容易であったが、心臓のよう
に動いている器官の撮影は、被検体としての器官の動き
の影響を何等かの手段により排除しないと、画像のぶれ
を生ずるので、かなり困難であった。
画像のぶれを大幅に抑制する心臓撮影方法としては、
『NMR医学』（Vol.4,第４回核磁気共鳴医学研究大会講
演要旨集pp148−149 1984.7）における「心臓のECC−ga
ted NMR−CT」および『NMR医学』（Vol.5,No.1,pp64−7
2 1985.7）における「心電図同期MR1における任意傾斜
断面の有用性」に記載されているように、心拍同期撮影
方法が提案されている。
『NMR医学』（Vol.4,第４回核磁気共鳴医学研究大会講
演要旨集pp148−149 1984.7）における「心臓のECC−ga
ted NMR−CT」および『NMR医学』（Vol.5,No.1,pp64−7
2 1985.7）における「心電図同期MR1における任意傾斜
断面の有用性」に記載されているように、心拍同期撮影
方法が提案されている。
この種の心拍同期撮影方法では、マルチスライス撮影方
法やマルチエコー撮影方法を併用することも試みられて
いる。
法やマルチエコー撮影方法を併用することも試みられて
いる。
心拍同期撮影方法とマルチスライス撮影方法とを併用し
た例は、前記の文献「心電図同期MR1における任意傾斜
断面の有用性」のほかに、例えば特開昭60−241429号公
報等に記載されたものがある。
た例は、前記の文献「心電図同期MR1における任意傾斜
断面の有用性」のほかに、例えば特開昭60−241429号公
報等に記載されたものがある。
〈心臓撮影に特有の課題〉 一般に心臓の機能や拍量は、心臓の心房または心室の長
軸および短軸を含む断面における拡張末期，収縮末期，
それらの途中の収縮中期の形態に基づいて判断される。
ところが、心臓は、前記の文献「心電図同期MR1におけ
る任意傾斜断面の有用性」において詳細に議論されてい
るように、体軸に斜交する軸すなわち長軸および短軸を
持つ器官のひとつである。したがって、マルチスライス
撮影方法等により、長時間を掛けて心臓全体の撮影像を
得るよりは、心臓の心房または心室の長軸および短軸を
含む特定の断面における拡張末期，収縮末期，それらの
途中の収縮中期の形態を迅速に得られるNMRイメージン
グ装置の方が、臨床上有用なことが多いと考えられる。
軸および短軸を含む断面における拡張末期，収縮末期，
それらの途中の収縮中期の形態に基づいて判断される。
ところが、心臓は、前記の文献「心電図同期MR1におけ
る任意傾斜断面の有用性」において詳細に議論されてい
るように、体軸に斜交する軸すなわち長軸および短軸を
持つ器官のひとつである。したがって、マルチスライス
撮影方法等により、長時間を掛けて心臓全体の撮影像を
得るよりは、心臓の心房または心室の長軸および短軸を
含む特定の断面における拡張末期，収縮末期，それらの
途中の収縮中期の形態を迅速に得られるNMRイメージン
グ装置の方が、臨床上有用なことが多いと考えられる。
また、例えば心筋梗塞等の救急患者の場合も、マルチス
ライス撮影方法等により、長時間を掛けて心臓全体の撮
影像を得るよりは、心筋梗塞等の原因となっている血管
の部位を含む特定の傾斜断面における拡張末期，収縮末
期，それらの途中の収縮中期の形態を迅速に得られるNM
Rイメージング装置の方が、臨床上極めて有利である。
ライス撮影方法等により、長時間を掛けて心臓全体の撮
影像を得るよりは、心筋梗塞等の原因となっている血管
の部位を含む特定の傾斜断面における拡張末期，収縮末
期，それらの途中の収縮中期の形態を迅速に得られるNM
Rイメージング装置の方が、臨床上極めて有利である。
〈マルチスライス撮影方法の課題〉 この要求に対して、マルチスライス撮影方法を併用した
場合は、上記公開公報または前記の文献「心電図同期MR
Iにおける任意傾斜断面の有用性」に示されているよう
に、例えば心電図のＲ波をトリガとしてスライス面を決
定するので、１回の撮影では、第８図に示すように、異
なる心拍位相の異なる断面における撮影像しか得られな
い。
場合は、上記公開公報または前記の文献「心電図同期MR
Iにおける任意傾斜断面の有用性」に示されているよう
に、例えば心電図のＲ波をトリガとしてスライス面を決
定するので、１回の撮影では、第８図に示すように、異
なる心拍位相の異なる断面における撮影像しか得られな
い。
したがって、拡張末期，収縮末期，それらの途中の収縮
中期のうちのいずれかの時点において、関心のある特定
の断面に沿った撮影像が必要な場合も、前記トリガ時点
をずらしながら心臓全体の撮影像を得て、前記特定の断
面における像を再構成する必要があり、撮影時間を短縮
できないという問題があった。
中期のうちのいずれかの時点において、関心のある特定
の断面に沿った撮影像が必要な場合も、前記トリガ時点
をずらしながら心臓全体の撮影像を得て、前記特定の断
面における像を再構成する必要があり、撮影時間を短縮
できないという問題があった。
〈マルチエコー撮影方法の課題〉 心筋の横緩和時間T2は、Michael et al.“Acute Myocad
ial Ischemia:Magnetic Resonance Contrast Enhanceme
nt with Gadolinium−DTPA"Radiology 153:pp157−163;
1984に詳細に述べられているように、正常組織では約4
3msec,Gd−DTPA（diethylenetriaminepentaacetic aci
d）使用時で約31msec（0.35Tesla）であり、他の器官の
横緩和時間T2と比較して短かい。すなわち、横緩和によ
る核磁気共鳴信号は、第５図に示すように、急速に減衰
する。
ial Ischemia:Magnetic Resonance Contrast Enhanceme
nt with Gadolinium−DTPA"Radiology 153:pp157−163;
1984に詳細に述べられているように、正常組織では約4
3msec,Gd−DTPA（diethylenetriaminepentaacetic aci
d）使用時で約31msec（0.35Tesla）であり、他の器官の
横緩和時間T2と比較して短かい。すなわち、横緩和によ
る核磁気共鳴信号は、第５図に示すように、急速に減衰
する。
したがって、マルチエコー撮影方法で心臓の同一断面す
なわち特定の断面を拡張期から収縮期まで撮影しようと
すると、１心拍を１秒と仮定した場合に、第２エコーは
300msec,第３エコーは600msecの時点で得られ、これら
の時点までの時間は心筋の横緩和時間T2の数倍から十数
倍になるので、第２エコーおよび第３エコーの信号レベ
ルが極端に低下し、これらのマルチエコー信号からは、
満足な画質の撮影像が得られない。結局、従来のマルチ
エコー撮影方法により心臓の同一断面を拡張期から収縮
期まで１回で撮影することは、実質的に不可能であり、
数回繰り返す必要があった。
なわち特定の断面を拡張期から収縮期まで撮影しようと
すると、１心拍を１秒と仮定した場合に、第２エコーは
300msec,第３エコーは600msecの時点で得られ、これら
の時点までの時間は心筋の横緩和時間T2の数倍から十数
倍になるので、第２エコーおよび第３エコーの信号レベ
ルが極端に低下し、これらのマルチエコー信号からは、
満足な画質の撮影像が得られない。結局、従来のマルチ
エコー撮影方法により心臓の同一断面を拡張期から収縮
期まで１回で撮影することは、実質的に不可能であり、
数回繰り返す必要があった。
このように、従来のNMRイメージング装置においては、
特定の断面における異なる心拍像、例えば心機能判定上
有用な拡張末期像、収縮末期像、それらの途中の収縮中
期像を一回の撮影で得るのは困難であった。
特定の断面における異なる心拍像、例えば心機能判定上
有用な拡張末期像、収縮末期像、それらの途中の収縮中
期像を一回の撮影で得るのは困難であった。
心拍同期撮影時間は、被検体の心拍周期に制約されて、
例えば256マトリクス撮影、４回積、心拍周期１秒と仮
定すると、１回の撮影に約17分間かかる。したがって、
例えば同一断層面の異なる心拍位相像すなわち拡張末期
像，収縮末期像，それらの途中の収縮中期像を合計で３
枚得ようとすれば、従来の方法では約50分以上必要にな
る。この長時間の間に体を動かせないことは、高齢の患
者や重傷の患者にとって大きな負担となる欠点があっ
た。
例えば256マトリクス撮影、４回積、心拍周期１秒と仮
定すると、１回の撮影に約17分間かかる。したがって、
例えば同一断層面の異なる心拍位相像すなわち拡張末期
像，収縮末期像，それらの途中の収縮中期像を合計で３
枚得ようとすれば、従来の方法では約50分以上必要にな
る。この長時間の間に体を動かせないことは、高齢の患
者や重傷の患者にとって大きな負担となる欠点があっ
た。
本発明の目的は、上記従来の心拍同期撮影方法を基礎と
して、拍動する心臓の複数の撮影像、特に臨床上有用な
心臓の拡張末期像および収縮末期像を含む撮影像を短時
間で得ることができ、患者の負担を軽減し、スループッ
トを向上させることが可能なNMRイメージング装置を提
供することである。
して、拍動する心臓の複数の撮影像、特に臨床上有用な
心臓の拡張末期像および収縮末期像を含む撮影像を短時
間で得ることができ、患者の負担を軽減し、スループッ
トを向上させることが可能なNMRイメージング装置を提
供することである。
本発明は、上記目的を達成するために、静磁場中に被検
体を挿入し、被検体に所定のパルスシーケンスに従って
高周波磁場を印加して被検体の所定部位の核スピンを核
磁気共鳴させ、この核磁気共鳴による信号を検出して被
検体の所定部位の断層像を得るNMRイメージング装置に
おいて、被検体の心臓の拍動を検出する手段と、心拍検
出手段により検出された心拍の特定時相を検出する手段
と、検出された特定時相に基づいて一心拍内に複数の時
相を設定する手段と、複数の時相に対応したタイミング
毎に被検体の同一部位の断層像を得るためのパルスシー
ケンスを出力する手段とを備えたNMRイメージング装置
を提案するものである。
体を挿入し、被検体に所定のパルスシーケンスに従って
高周波磁場を印加して被検体の所定部位の核スピンを核
磁気共鳴させ、この核磁気共鳴による信号を検出して被
検体の所定部位の断層像を得るNMRイメージング装置に
おいて、被検体の心臓の拍動を検出する手段と、心拍検
出手段により検出された心拍の特定時相を検出する手段
と、検出された特定時相に基づいて一心拍内に複数の時
相を設定する手段と、複数の時相に対応したタイミング
毎に被検体の同一部位の断層像を得るためのパルスシー
ケンスを出力する手段とを備えたNMRイメージング装置
を提案するものである。
前記検出された特定時間に基づいて一心拍内に複数の時
相を設定する手段は、検出された特定時相に基づいて所
定の時間遅れを含んだ時相をそれぞれ設定する手段を含
むことができる。
相を設定する手段は、検出された特定時相に基づいて所
定の時間遅れを含んだ時相をそれぞれ設定する手段を含
むことができる。
いずれの場合も、前記検出された特定時相に基づいて一
心拍内に複数の時相を設定する手段は、さらに、必要な
撮影枚数に応じて高周波磁場の複数回の印加タイミング
をそれぞれ変更する手段を備えてもよい。
心拍内に複数の時相を設定する手段は、さらに、必要な
撮影枚数に応じて高周波磁場の複数回の印加タイミング
をそれぞれ変更する手段を備えてもよい。
心筋の縦緩和時間T1は、例えば、Ling et al.“Compari
son of NMR, J.Magn. Reso."（29:pp355−373,1978によ
れば、2.5MHz（約0.059Tesla）では約250msecであり、2
4MHz（0.56Tesla）では約650msecである。このように、
低磁場では、比較的縦緩和時間T1の値は短かい。すなわ
ち、第６図に示すように、繰り返し時間Tr＝250msecの
場合、T1の時点で、約63％の感度が得られ、１心拍１秒
と仮定すると、１心拍内に３回または４回の撮影を実行
できる。
son of NMR, J.Magn. Reso."（29:pp355−373,1978によ
れば、2.5MHz（約0.059Tesla）では約250msecであり、2
4MHz（0.56Tesla）では約650msecである。このように、
低磁場では、比較的縦緩和時間T1の値は短かい。すなわ
ち、第６図に示すように、繰り返し時間Tr＝250msecの
場合、T1の時点で、約63％の感度が得られ、１心拍１秒
と仮定すると、１心拍内に３回または４回の撮影を実行
できる。
その際、関心のある特定の同一断層面を同一心拍周期内
に複数回繰り返し励起しても、前記縦緩和時間T1の値か
ら推定した特性によれば、例えば6.38MHz（約0.15Tesl
a）では、複数回の励起の間に約200msec以上の時間を確
保しておけば、繰り返し励起による飽和の影響で画質が
極端に劣化することはない。
に複数回繰り返し励起しても、前記縦緩和時間T1の値か
ら推定した特性によれば、例えば6.38MHz（約0.15Tesl
a）では、複数回の励起の間に約200msec以上の時間を確
保しておけば、繰り返し励起による飽和の影響で画質が
極端に劣化することはない。
また、21MHz（0.5Tesla）では、縦緩和時間T1の延長に
よるT1ウエイテイドの影響は受けるが、一方ではT1ウエ
イテイドに伴うS/Nの向上が期待できるので、複数回の
励起の間に約100msec以上の時間を確保しておけば、画
質が極端に劣化することはない。
よるT1ウエイテイドの影響は受けるが、一方ではT1ウエ
イテイドに伴うS/Nの向上が期待できるので、複数回の
励起の間に約100msec以上の時間を確保しておけば、画
質が極端に劣化することはない。
そこで、本発明においては、同一断層面を同一心拍周期
内に複数回励起する手段と、前記画像劣化を起こさない
時間以上かつ一心拍内の時間を越えない範囲で前記励起
時間間隔を任意に設定できる手段とを設け、臨床上有用
な心臓の拡張末期像，収縮末期像，拡張中期像を一回の
撮影で得ることができるようにした。
内に複数回励起する手段と、前記画像劣化を起こさない
時間以上かつ一心拍内の時間を越えない範囲で前記励起
時間間隔を任意に設定できる手段とを設け、臨床上有用
な心臓の拡張末期像，収縮末期像，拡張中期像を一回の
撮影で得ることができるようにした。
すなわち、本発明においては、被検体の心臓の拍動を検
出する手段と、心拍検出手段により検出された心拍の特
定時相を検出する手段と、検出された特定時相に基づい
て一心拍内に複数の時相を設定する手段と、複数の時相
に対応したタイミング毎に被検体の同一部位の断層像を
得るためのパルスシーケンスを出力する手段とを備えて
いるので、前記複数の時相の数に対応して、臨床上有用
な心臓の拡張末期像，収縮末期像，拡張中期像が一回の
撮影で得られる。
出する手段と、心拍検出手段により検出された心拍の特
定時相を検出する手段と、検出された特定時相に基づい
て一心拍内に複数の時相を設定する手段と、複数の時相
に対応したタイミング毎に被検体の同一部位の断層像を
得るためのパルスシーケンスを出力する手段とを備えて
いるので、前記複数の時相の数に対応して、臨床上有用
な心臓の拡張末期像，収縮末期像，拡張中期像が一回の
撮影で得られる。
前記心拍検出手段，特定時相検出手段，時相設定手段，
パルスシーケンス設定手段は、被検体の一連の各心拍に
ついて動作を繰返し、各時相についてボケの無い断層像
を得ることができる。
パルスシーケンス設定手段は、被検体の一連の各心拍に
ついて動作を繰返し、各時相についてボケの無い断層像
を得ることができる。
前記検出された特定時相に基づいて一心拍内に複数の時
相を設定する手段は、検出された特定時相に基づいて所
定の時間遅れを含んだ時相を設定する手段を含んでいる
から、心臓の拡張末期像，収縮末期像，拡張中期像等の
任意の時点の撮影像が得られる。
相を設定する手段は、検出された特定時相に基づいて所
定の時間遅れを含んだ時相を設定する手段を含んでいる
から、心臓の拡張末期像，収縮末期像，拡張中期像等の
任意の時点の撮影像が得られる。
また、前記検出された特定時相に基づいて一心拍内に複
数の時相を設定する手段は、必要な撮影枚数に応じて前
記高周波磁場の複数回の印加タイミングをそれぞれ変更
する手段を備えることができ、前後の撮影像に相互の干
渉が生じない範囲で撮影枚数を自由に設定し、撮影像の
時間間隔を等間隔にも不等間隔にも設定可能である。
数の時相を設定する手段は、必要な撮影枚数に応じて前
記高周波磁場の複数回の印加タイミングをそれぞれ変更
する手段を備えることができ、前後の撮影像に相互の干
渉が生じない範囲で撮影枚数を自由に設定し、撮影像の
時間間隔を等間隔にも不等間隔にも設定可能である。
次に、第１図〜第４図を参照して本発明によるNMRイメ
ージング装置の実施例を説明する。
ージング装置の実施例を説明する。
第１図は、本発明によるNMRイメージング装置の一実施
例の系統構成を示すブロック図である。静磁場H0を発生
する主磁石コイル２は、４つのコイルからなり、静磁場
電源１から給電される。主磁石コイル２内には、XYZ方
向の傾斜磁場を発生するための３組のコイルが巻かれて
いるボビン４が配置されている。ボビン４の内側には、
核磁気共鳴を励起する高周波コイル６と、核磁気共鳴信
号を検出する（図示しない）受信コイルとが配置されて
いる。
例の系統構成を示すブロック図である。静磁場H0を発生
する主磁石コイル２は、４つのコイルからなり、静磁場
電源１から給電される。主磁石コイル２内には、XYZ方
向の傾斜磁場を発生するための３組のコイルが巻かれて
いるボビン４が配置されている。ボビン４の内側には、
核磁気共鳴を励起する高周波コイル６と、核磁気共鳴信
号を検出する（図示しない）受信コイルとが配置されて
いる。
ボビン４に巻かれた傾斜磁場コイルは、1500ガウスの磁
場を発生するように、傾斜磁場電源３すなわちＸ傾斜磁
場電源,Y傾斜磁場電源,Z傾斜磁場電源によりそれぞれ給
電されている。Ｘ傾斜磁場電源,Y傾斜磁場電源、Ｚ傾斜
磁場電源は、コンピュータ９に接続されている。コンピ
ュータ９は、ここでは図示しないが、コンソールを備え
ており、また、ディスプレイ10が接続されている。
場を発生するように、傾斜磁場電源３すなわちＸ傾斜磁
場電源,Y傾斜磁場電源,Z傾斜磁場電源によりそれぞれ給
電されている。Ｘ傾斜磁場電源,Y傾斜磁場電源、Ｚ傾斜
磁場電源は、コンピュータ９に接続されている。コンピ
ュータ９は、ここでは図示しないが、コンソールを備え
ており、また、ディスプレイ10が接続されている。
高周波コイル６は、高周波スイッチを介して、高周波磁
場発生器５に接続されている。一方、受信コイルには、
プリアンプを介して、高周波受信器７が接続されてい
る。高周波受信器７が受信した信号は、A/D変換器８を
介して、コンピュータ９に取り込まれる。
場発生器５に接続されている。一方、受信コイルには、
プリアンプを介して、高周波受信器７が接続されてい
る。高周波受信器７が受信した信号は、A/D変換器８を
介して、コンピュータ９に取り込まれる。
被検体15は、高周波コイル６および受信コイルの内部空
間に挿入される。被検体15には、心電計電極11が取り付
けられる。心電計電極11の出力は、増幅器12を介して、
トリガ検出器13に取り込まれる。トリガ検出器13には、
心電計モニタ14が接続されている。
間に挿入される。被検体15には、心電計電極11が取り付
けられる。心電計電極11の出力は、増幅器12を介して、
トリガ検出器13に取り込まれる。トリガ検出器13には、
心電計モニタ14が接続されている。
このように構成された本発明のNMRイメージング装置に
おいて、主磁石コイル２は、静磁場電源１から給電さ
れ、静磁場を発生する。静磁場中の被検体15に装着され
た心電計電極11からは、心臓の心拍に同期した信号が、
心電信号として得られる。この心電信号は、増幅器12に
より増幅され、トリガ検出器13に導かれる。本実施例で
は、有線方式の心電計を用いているが、テレメータ方式
であってもよい。
おいて、主磁石コイル２は、静磁場電源１から給電さ
れ、静磁場を発生する。静磁場中の被検体15に装着され
た心電計電極11からは、心臓の心拍に同期した信号が、
心電信号として得られる。この心電信号は、増幅器12に
より増幅され、トリガ検出器13に導かれる。本実施例で
は、有線方式の心電計を用いているが、テレメータ方式
であってもよい。
第２図は、心電信号からトリガ信号を作成する方式の一
例を示す図である。第２図（Ａ）に示した増幅器12から
の心電信号は、トリガ検出器13により微分され、第２図
（Ｂ）に示す微分波形となる。この微分波形のピークを
ホールドすると、ピーク値からある時定数で減衰する。
この減衰信号は、次のトリガレベルαとなる。このトリ
ガレベルαにより、第２図（Ａ）に示した心電信号が、
Ｑ波からＲ波への立上り部分でトリガレベルαを超えた
時点で、第２図（Ｃ）に示すように、心拍に同期したト
リガパルスが得られる。なお、ゼロクロスコンパレータ
を用い、Ｒ波のピークを検出しトリガパルスを作成して
もよい。
例を示す図である。第２図（Ａ）に示した増幅器12から
の心電信号は、トリガ検出器13により微分され、第２図
（Ｂ）に示す微分波形となる。この微分波形のピークを
ホールドすると、ピーク値からある時定数で減衰する。
この減衰信号は、次のトリガレベルαとなる。このトリ
ガレベルαにより、第２図（Ａ）に示した心電信号が、
Ｑ波からＲ波への立上り部分でトリガレベルαを超えた
時点で、第２図（Ｃ）に示すように、心拍に同期したト
リガパルスが得られる。なお、ゼロクロスコンパレータ
を用い、Ｒ波のピークを検出しトリガパルスを作成して
もよい。
第３図は、第１図実施例において本発明による心電図ト
リガ方式を採用した場合のパルスシーケンスの一例を示
す図である。オペレータは、まず、心電計モニタ14によ
り、個人差のある心拍周期およびＴ波を確認し、第３図
（Ｃ）に示す遅延設定パルスを仮に移動させ、第３図
（Ｂ）に示すトリガパルスから心臓の収縮末期に相当す
るＴ波の立下がりまでの時間を計測する。次に、必要な
撮影枚数に応じて、この時間内に励起するパルスの数と
パルス同士の時間間隔とを決める。第３図の例では、パ
ルスの数は４個であり、パルス同士の時間間隔は心臓
拡張末期，収縮中期，収縮末期，拡張中期に合わ
せて決めてある。
リガ方式を採用した場合のパルスシーケンスの一例を示
す図である。オペレータは、まず、心電計モニタ14によ
り、個人差のある心拍周期およびＴ波を確認し、第３図
（Ｃ）に示す遅延設定パルスを仮に移動させ、第３図
（Ｂ）に示すトリガパルスから心臓の収縮末期に相当す
るＴ波の立下がりまでの時間を計測する。次に、必要な
撮影枚数に応じて、この時間内に励起するパルスの数と
パルス同士の時間間隔とを決める。第３図の例では、パ
ルスの数は４個であり、パルス同士の時間間隔は心臓
拡張末期，収縮中期，収縮末期，拡張中期に合わ
せて決めてある。
第３図（Ｂ）に示したトリガパルスを受け取ったコンピ
ュータ９は、パルスシーケンスに従い、設定された遅延
時間後に高周波磁場発生器５および高周波コイル６と傾
斜磁場電源３および傾斜磁場コイル４とを制御し、設定
した時間間隔ごとに複数回に亘って、被検体15の関心の
ある同一部位を励起する。高周波パルスによって励起さ
れた後に発生する核磁気共鳴信号は、高周波受信器７で
受信し増幅され、A/D変換器８でディジタル信号に変換
され、コンピュータ９で像に再構成され、ディスプレイ
10に表示される。
ュータ９は、パルスシーケンスに従い、設定された遅延
時間後に高周波磁場発生器５および高周波コイル６と傾
斜磁場電源３および傾斜磁場コイル４とを制御し、設定
した時間間隔ごとに複数回に亘って、被検体15の関心の
ある同一部位を励起する。高周波パルスによって励起さ
れた後に発生する核磁気共鳴信号は、高周波受信器７で
受信し増幅され、A/D変換器８でディジタル信号に変換
され、コンピュータ９で像に再構成され、ディスプレイ
10に表示される。
第３図のパルスシーケンスによれば、第７図に示すよう
に、同一の撮影で同一断層面の心臓の拡張末期像，収縮
中期像，収縮末期像，拡張中期像が得られる。したがっ
て、本実施例によれば、臨床上有用な情報が、従来の1/
4の撮影時間で得られるので、スループットが４倍向上
し、患者の負担が著しく軽減される。
に、同一の撮影で同一断層面の心臓の拡張末期像，収縮
中期像，収縮末期像，拡張中期像が得られる。したがっ
て、本実施例によれば、臨床上有用な情報が、従来の1/
4の撮影時間で得られるので、スループットが４倍向上
し、患者の負担が著しく軽減される。
第４図は、第１図実施例において本発明による心電図ト
リガ方式とマルチエコー撮影方法とを併用した場合のパ
ルスシーケンスの一例を示す図である。第４図におい
て、（Ａ）は心電信号を示し、（Ｂ）は同期トリガパル
ス信号を示し、（Ｃ）はシーケンス起動パルス信号を示
し、（Ｄ）は高周波励起パルス信号を示し、（Ｅ）は核
磁気共鳴信号（エコーパルス信号）を示している。
リガ方式とマルチエコー撮影方法とを併用した場合のパ
ルスシーケンスの一例を示す図である。第４図におい
て、（Ａ）は心電信号を示し、（Ｂ）は同期トリガパル
ス信号を示し、（Ｃ）はシーケンス起動パルス信号を示
し、（Ｄ）は高周波励起パルス信号を示し、（Ｅ）は核
磁気共鳴信号（エコーパルス信号）を示している。
マルチエコー撮影方法を併用する場合は、必ずしも等時
間間隔では撮影できないが、縦緩和信号について実用的
な第２エコー信号まで使うと、マルチエコー撮影方法を
併用しない場合の更に1/2の時間となり、または、第３
図と同じ時間を掛けてよいならば、２倍の精度で心駆出
の動態を正確に撮影できる。
間間隔では撮影できないが、縦緩和信号について実用的
な第２エコー信号まで使うと、マルチエコー撮影方法を
併用しない場合の更に1/2の時間となり、または、第３
図と同じ時間を掛けてよいならば、２倍の精度で心駆出
の動態を正確に撮影できる。
本発明によれば、１心拍内で高周波パルスによって励起
した回数分の核磁気共鳴信号を受信し、撮影効率を上
げ、患者の負担を軽減できる。例えば、従来のNMRイメ
ージング装置と比較して、0.15Tesla常電導磁石のシス
テムで最大約４倍、起電導磁石のシステムで最大約10倍
だけ、撮影を効率化できる。
した回数分の核磁気共鳴信号を受信し、撮影効率を上
げ、患者の負担を軽減できる。例えば、従来のNMRイメ
ージング装置と比較して、0.15Tesla常電導磁石のシス
テムで最大約４倍、起電導磁石のシステムで最大約10倍
だけ、撮影を効率化できる。
また、マルチエコー撮影方法を併用すると、第２エコー
まで利用した場合、前記効率のさらに２倍の効率が得ら
れ、または、併用しない場合と同じ時間を掛けてよいな
らば、２倍の精度で心駆出の動態を正確に撮影できる。
まで利用した場合、前記効率のさらに２倍の効率が得ら
れ、または、併用しない場合と同じ時間を掛けてよいな
らば、２倍の精度で心駆出の動態を正確に撮影できる。
第１図は本発明によるNMRイメージング装置の一実施例
の系統構成を示すブロック図、第２図は心電信号からト
リガ信号を作成する方式の一例を示す図、第３図は第１
図実施例において本発明による心電図トリガ方式を採用
した場合のパルスシーケンスの一例を示す図、第４図は
第１図実施例において本発明による心電図トリガ方式と
マルチエコー撮影方法とを併用した場合のパルスシーケ
ンスの一例を示す図、第５図は心筋における横緩和時間
T2およびマルチエコーの発生タイミングと感度の関係を
示すタイミングチャート、第６図は縦緩和時間T1と感度
との関係を示すタイミングチャート、第７図は本発明に
よるNMRイメージング装置で撮影される断層面の相互関
係を示す図、第８図は従来のマルチスライス撮影方法で
撮影される断層面の相互関係を示す図である。 １…静磁場電源、２…主磁石コイル、３…傾斜磁場電
源、 ４…ボビン（傾斜磁場コイル）、５…高周波磁場発生
器、 ６…高周波コイル、７…高周波受信器、８…A/D変換
器、 ９…コンピュータ、10…ディスプレイ、11…心電計電
極、 12…増幅器、13…トリガ検出器、14…心電計モニタ。
の系統構成を示すブロック図、第２図は心電信号からト
リガ信号を作成する方式の一例を示す図、第３図は第１
図実施例において本発明による心電図トリガ方式を採用
した場合のパルスシーケンスの一例を示す図、第４図は
第１図実施例において本発明による心電図トリガ方式と
マルチエコー撮影方法とを併用した場合のパルスシーケ
ンスの一例を示す図、第５図は心筋における横緩和時間
T2およびマルチエコーの発生タイミングと感度の関係を
示すタイミングチャート、第６図は縦緩和時間T1と感度
との関係を示すタイミングチャート、第７図は本発明に
よるNMRイメージング装置で撮影される断層面の相互関
係を示す図、第８図は従来のマルチスライス撮影方法で
撮影される断層面の相互関係を示す図である。 １…静磁場電源、２…主磁石コイル、３…傾斜磁場電
源、 ４…ボビン（傾斜磁場コイル）、５…高周波磁場発生
器、 ６…高周波コイル、７…高周波受信器、８…A/D変換
器、 ９…コンピュータ、10…ディスプレイ、11…心電計電
極、 12…増幅器、13…トリガ検出器、14…心電計モニタ。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 千徳 一夫 茨城県勝田市市毛882番地 株式会社日立 製作所那珂工場内 (72)発明者 保科 明彦 茨城県勝田市市毛882番地 株式会社日立 製作所那珂工場内
Claims (3)
- 【請求項１】静磁場中に被検体を挿入し、前記被検体に
所定のパルスシーケンスに従って高周波磁場を印加して
前記被検体の所定部位の核スピンを核磁気共鳴させ、こ
の核磁気共鳴による信号を検出して前記被検体の所定部
位の断層像を得るNMRイメージング装置において、 前記被検体の心臓の拍動を検出する手段と、 前記心拍検出手段により検出された心拍の特定時相を検
出する手段と、 前記検出された特定時相に基づいて一心拍内に複数の時
相を設定する手段と、 前記複数の時相に対応したタイミング毎に前記被検体の
同一部位の断層像を得るためのパルスシーケンスを出力
する手段と を備えたことを特徴とするNMRイメージング装置。 - 【請求項２】特許請求の範囲第１項に記載のNMRイメー
ジング装置において、 前記検出された特定時相に基づいて一心拍内に複数の時
相を設定する手段が、前記検出された特定時相に基づい
て所定の時間遅れを含んだ時相をそれぞれ設定する手段
を含むことを特徴とするNMRイメージング装置。 - 【請求項３】特許請求の範囲第１項または第２項に記載
のNMRイメージング装置において、 前記検出された特定時相に基づいて一心拍内に複数の時
相を設定する手段が、必要な撮影枚数に応じて前記高周
波磁場の複数回の印加タイミングをそれぞれ変更する手
段を備えたことを特徴とするNMRイメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61009423A JPH06102064B2 (ja) | 1986-01-20 | 1986-01-20 | Ｎｍｒイメ−ジング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61009423A JPH06102064B2 (ja) | 1986-01-20 | 1986-01-20 | Ｎｍｒイメ−ジング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62167554A JPS62167554A (ja) | 1987-07-23 |
| JPH06102064B2 true JPH06102064B2 (ja) | 1994-12-14 |
Family
ID=11719942
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61009423A Expired - Lifetime JPH06102064B2 (ja) | 1986-01-20 | 1986-01-20 | Ｎｍｒイメ−ジング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH06102064B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6379646A (ja) * | 1986-09-23 | 1988-04-09 | 株式会社島津製作所 | Ｎｍｒイメ−ジング法 |
| JPH02274230A (ja) * | 1989-04-17 | 1990-11-08 | Yokogawa Medical Syst Ltd | マルチスライスマルチフェーズスキャン方法 |
| DE102014206011A1 (de) | 2013-07-02 | 2015-01-08 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur Aufnahme von Magnetresonanzdaten eines ein Metallobjekt enthaltenden Zielbereichs und Magnetresonanzeinrichtung |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60215349A (ja) * | 1984-04-11 | 1985-10-28 | 株式会社島津製作所 | 心電同期ｎｍｒイメ−ジング装置のｅｃｇケ−ブル装置 |
| JPS60241429A (ja) * | 1984-05-16 | 1985-11-30 | 株式会社日立メデイコ | Ｎｍｒ―ｃｔ装置 |
| JPS6244233A (ja) * | 1985-08-22 | 1987-02-26 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
-
1986
- 1986-01-20 JP JP61009423A patent/JPH06102064B2/ja not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60215349A (ja) * | 1984-04-11 | 1985-10-28 | 株式会社島津製作所 | 心電同期ｎｍｒイメ−ジング装置のｅｃｇケ−ブル装置 |
| JPS60241429A (ja) * | 1984-05-16 | 1985-11-30 | 株式会社日立メデイコ | Ｎｍｒ―ｃｔ装置 |
| JPS6244233A (ja) * | 1985-08-22 | 1987-02-26 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS62167554A (ja) | 1987-07-23 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |