JPH10192268A - 医療用画像診断装置 - Google Patents
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Abstract
る医療用画像診断装置を提供する。 【解決手段】核磁気共鳴断層像を取得する磁気共鳴イメ
ージング手段(30)と、X線透過像を取得するX線撮
像手段(11,12,13)と、磁気共鳴イメージング
手段における磁場印加タイミング及び核磁気共鳴信号計
測タイミング並びにX線撮像手段におけるX線照射タイ
ミングを統括的に制御する撮影制御手段を備え、磁気共
鳴イメージングと、被検体のX線透過像を取得するX線
撮像とを併行して行う。この際、磁場の印加タイミング
及びエコー信号の計測タイミングと異なるタイミングで
X線を照射するように制御し、MRI画像及びこれと略
同時相のX線画像を取得する。
Description
わり、特にX線画像と磁気共鳴断層画像(以下、「MR
I画像」という)とが略同時相で撮影可能な医療用画像
診断装置に関する。
テル、ガイドワイヤーの性能向上などにより、X線透視
下において先端に様々な器具を取り付けたカテーテルを
被検体に挿入して行うインターベーショナルラジオロジ
ー(以下「IVR」という)が可能となり、被検者の病
変の診断と治療行為を同時に行うようになってきた。I
VRを可能とする画像診断装置として、図8に示すよう
な2対のX線管球とイメージインテンシファイア(以下
「I.I.」という)とがそれぞれ支持器に対向配置さ
れたバイプレーンシステムのX線診断装置が用いられて
いる。
時に撮影を行うことができるものの、それぞれの画像は
2次元透過像であるため、カテーテル先端部と病変部と
の3次元的位置関係はこれらの画像からは把握できな
い。また、臓器はX線の吸収率が低いため2次元透過像
としては観察できず、カテーテルが臓器に対してどの位
置にあるのか把握できなかった。
臓器とカテーテル等との位置関係の把握には適している
ものの、スキャナー部が必須であるため、支持器を備え
たX線診断装置とは同時に使用することができない。こ
のため、X線CT画像を併用する場合には、CT画像が
必要なときには被検者を移動させてCT撮影を行い、カ
テーテルと臓器との位置関係を確認後、再び被検体をX
線診断装置に戻してカテーテルを進めたり、組織の採取
を行う必要があるが、このようにカテーテルを挿入した
状態で被検者を移動させることは危険を伴うため好まし
いことではない。
装置による撮像との間に、被検体の移動に少なくとも数
十秒の時間を要するため、両画像において同じ位置関係
が保てなくなるという問題もある。例えば、一方の装置
で被検者に息を止めさせて撮影しても、他方の装置で撮
影する際に同じ条件で息止めができるとは限らず、僅か
なずれでも臓器の位置が異なることを考慮すると正確な
診断ができない可能性がある。
移動することなく、X線画像と3次元的な位置情報の得
られる断層画像とを略同時相で撮影できる医療用画像診
断装置を提供するものである。
トリ型の磁気共鳴イメージング装置(以下「MRI装
置」という)が、X線撮像装置と構造上同時に使用する
ことができることに着目し、3次元的な位置情報を取得
するためのMRI画像をX線画像と略同時相で撮影する
方法を提供するものである。
磁場中に置かれた被検体に高周波磁場及び傾斜磁場を所
定のパルスシーケンスで印加して被検体から生じる核磁
気共鳴信号に基づき被検体の断層像を取得する磁気共鳴
イメージング手段(以下「MRI手段」という)と、被
検体のX線透過像を取得するX線撮像手段と、MRI手
段及びX線撮像手段と接続され、MRI手段における磁
場印加及び核磁気共鳴信号計測のタイミング並びにX線
撮像手段におけるX線の照射タイミングを統括的に制御
する撮影制御手段とを備えるものであり、好適には撮影
制御手段は、磁場印加及び核磁気共鳴信号計測のタイミ
ングと異なるタイミングでX線を照射するように各手段
の駆動タイミングを制御する。
て、固体検出器を用いた2次元センサを用いたものであ
ることが好ましい。
I手段において高周波磁場及び傾斜磁場のいずれも印加
されておらず、かつ核磁気共鳴信号を検出しない場合の
みにX線撮像手段からX線を照射するように磁場印加及
びX線照射のタイミングを制御することにより、X線撮
像手段はMRI手段の高周波磁場の影響を排除してX線
透過像を得ることができ、MRI手段はX線撮像手段の
電磁ノイズの影響を受けることなくMRI画像を得るこ
とができる。これらの画像はほぼ同時相の画像なので、
両者を参照しながら診断、治療行為を効率よく進めるこ
とができる。
ミングを制御するため撮影制御手段はMRI手段及びX
線撮像手段それぞれに設けられた制御部の上位の制御装
置として設けてもよいが、いずれか一方の制御部がこれ
を兼ねることも可能である。このため、X線撮像手段及
びMRI手段それぞれを大幅に改変することなく実現す
ることが可能である。また、X線検出器として固体検出
器を用いた2次元センサを使用することにより、磁気シ
ールドを施さなくとも、磁界による影響をほとんど受け
ることなくX線画像を取得できる。
方法として、好適には、X線撮像手段で照射するX線が
断続的なX線パルスであり、また、一の高周波磁場を印
加してから次の高周波磁場を印加するまでの1サイクル
間に、少なくとも1回X線を照射する撮影方法が好まし
い。
を断続的に継続して照射し、X線照射の間隙に1枚のM
RI画像を得るためのパルスシーケンスを実行する撮影
方法であってもよい。
用いることにより、時系列的に連続したX線画像(動画
像)を得ることができ、この際X線照射タイミング及び
MRIによる磁場印加タイミングを制御することによ
り、様々な撮影方法が可能となる。即ち、MRI手段が
高周波磁場を印加してから次の高周波磁場を印加する間
での1サイクルの間に、少なくとも1回X線を照射する
こととし、このようなX線照射をパルスシーケンスを構
成する各パルス間に行ってもよく、またパルスシーケン
スの各サイクルの間隙に行ってもよい。
画像を得るためのパルスシーケンス、例えばエコープラ
ーナーイメージング法(EPI法)を実行することもで
きる。この場合、動画像に影響を与えない範囲でX線パ
ルスの照射間隔を変更してもよい。即ち、リアルタイム
で撮影を行うシネ撮影の場合、X線パルスは比較的短い
間隔で照射され、EPIシーケンスを実行する時間より
短い場合があるが、EPIシーケンス自体が数10ミリ
秒と短い時間で終わるので、このシーケンスを挿入する
分X線パルスの照射間隔を変更しても動画像に影響を与
えることはない。
細に説明する。
2を参照して説明する。この医療用画像診断装置は、図
1に一例を示すようにオープンガントリー型のMRI装
置(MRI手段)30にX線撮像装置(X線撮像手段)
10を組込んだものであり、図中明示はしていないが、
X線撮像装置10及びMRI装置30の双方を制御する
撮影制御手段を備えている。
ようにX線管球11、固体検出器を用いた2次元センサ
12、これらを対向配置して支持するC型アーム形状の
支持器13、2次元センサ12を装備したテレビカメラ
14及び撮影画像を表示するモニタ15を備え、更に図
2に示すようにX線管球11からX線を発生するための
高電圧を与える高圧発生器16、この高圧発生器16に
X線発生のための信号を入力するX線制御器17、撮影
画像を処理する画像処理部18、及びこのX線制御部1
7に対して条件を設定するための操作卓(図示せず)を
備えている。
なくは従来のX線撮像装置10に用いられているI.
I.を採用することも可能であるが、この場合には磁気
シールドが施されていることが必要である。2次元セン
サはI.I.に比べてX線検出効率がよいため、X線源
として従来のX線管球より小型のものを用いることがで
き、小型のX線源でも十分にX線透視撮影に適用でき
る。また、I.I.は磁界による影響を受けやすいのに
対して、固体検出器は磁界による影響をほとんど受けな
いため磁気シールドをする必要がない。このような2次
元センサに用いられる固体検出器としては、X線を検出
できる公知のものを使用できる。
にオープンガントリ31となっている。このようなオー
プンガントリのMRI装置は、被検者40が検査中に圧
迫感を感じないように配慮して開発されたものである
が、術者が被検者に任意の方向から自由にアクセスでき
る点でIVRにも適しており、構造上、X線撮像装置1
0とMRI装置30とを同時に作動できることから、両
画像を取得するために被検体を移動させる必要もない。
の内部には、均一な静磁場を発生するための永久磁石
と、被検体内部の水素原子核を励起するために高周波磁
場パルスを印加する高周波コイルと、被検体から放出さ
れる核磁気共鳴信号に基づき画像化するために必要な位
置情報を与える傾斜磁場コイル群とが包含されている。
また被検体の施術部位近傍には受信コイルが配置されて
いる。
スを印加するため、高周波を発生する高周波発信器3
3、この高周波を変調する変調器34、及びこの変調信
号を増幅し照射コイル32に出力する増幅器35を備
え、傾斜磁場を印加するため、傾斜磁場コイル群に電力
を供給する傾斜磁場電源36も備えている。更に、MR
I装置全体を制御するMRI制御部(CPU)37、こ
れに諸条件を入力するための操作卓(図示せず)及びM
RI制御部37の制御により一連のパルスシーケンスを
実行するシーケンサ38を備えており、高周波磁場印加
に係わる変調器34及び傾斜磁場印加に係わる傾斜磁場
電源36はこのシーケンサ38からの指令により照射コ
イル32及び傾斜磁場コイル39をそれぞれ駆動する。
また、計測されたエコー信号(核磁気共鳴信号)を演算
により画像化する画像処理部及び処理画像を表示するモ
ニタをも備えている。
タイミング及び磁場印加のタイミングを統括的に制御す
る撮影制御部20を備えており、この撮影制御部20は
X線撮像装置10のX線制御部17及びMRI装置30
のシーケンサ38に接続されている。
て説明する。
操作卓を介してX線制御部17に管電圧、管電流などの
各種設定値が設定される。これらの設定値に基づいて、
X線制御器17が高圧発生器16を制御して動作させ、
X線管球11からX線を照射する。照射されたX線は被
検体を透過して2次元センサ12に達し、ここでX線の
吸収或いは減衰度合いを光学情報に変換する。そしてこ
の光学情報を像としてテレビカメラ14で撮影し、撮影
画像は画像処理部18で処理を行った後、モニター15
に表示される。
30の操作卓を介してMRI制御部37に繰り返し時間
TR、エコー時間TEなどの各種設定値が設定される。これ
らの設定値に基づいて、シーケンサ38が所定のパルス
シーケンスを実行し、高周波コイル32及び傾斜磁場コ
イル群39から高周波磁場及び傾斜磁場が印加される。
これらの磁場が印加されることにより被検体から生じる
エコー信号は受信コイルで受信された後、画像処理部3
7に転送されて、2次元或いは3次元のフーリエ変換に
より画像化され、モニターに表示される。
装置30はそれぞれの操作卓を介して設定がなされる
が、本発明においては、両者の動作タイミングは撮影制
御部20により制御されている。即ち、撮影制御部20
にはシーケンサ38から傾斜磁場発生のためのパルス信
号、高周波発生のためのパルス信号、及びエコー信号の
計測を指示する信号が入力され、これらの信号を検出す
ることにより撮影制御部20は磁場印加等のタイミング
と重ならないようにX線照射のタイミングをX線制御器
17に出力する。或いは、X線制御器17からX線照射
信号が撮影制御部20に入力され、この信号を検出して
X線照射タイミングと重ならないように高周波パルス等
の発生のタイミングをシーケンサに出力する。撮影制御
部20のこのような働きにより、高周波磁場及び傾斜磁
場の印加タイミング並びにエコー信号の計測タイミング
と、X線照射のタイミングとが異なるように制御でき、
これにより略同時相のX線画像及びMRI画像が得られ
る。
状の支持器13にX線管球11及び2次元センサ12が
支持されたX線撮像装置10を採用しているが、固体検
出器を用いた2次元センサ12は薄型形状であるので、
小型のX線発生器を使用した場合には、これら2次元セ
ンサとX線源とをMRI装置のガントリの内部に対向し
て配置することもできる。ガントリ内に配置可能な小型
のX線発生器の一例として、図3に示すように、高電圧
発生部16'及びこれに取り付けられ、先端部にX線を
発生させる固定ターゲット(図示せず)が配置された加
速管11'を備えたものが適用できる。
診断装置における画像撮影方法について説明する。図4
は本発明による画像撮像方法の一実施例のタイミング線
図を示すもので、この実施例ではMRI撮像シーケンス
として勾配エコー法(GE法)を採用し、これと同期し
てパルス状X線を用いたX線撮像を実現するものであ
る。図4において、上から順にMRI装置側の高周波磁
場パルス(RFパルス)、スライス選択用の傾斜磁場パ
ルス(Gsパルス)、位相エンコード用の傾斜磁場パル
ス(Gpパルス)、周波数エンコード用の傾斜磁場パル
ス(Gfパルス)、エコー信号計測、及びX線撮像装置
側のX線パルスの各タイミングを示している。
情報を得るため、GEの基本サイクル毎に異なる強度の
傾斜磁場パルスを印加しており、1枚の画像を取得する
ために位相エンコードのステップ数が例えば256とな
るように基本サイクルが繰り返される。
て、Gsパルス411を印加すると共にRFパルス40
1を印加し、引き続いてGpパルス421と負極性のGf
パルス431を印加する。その後一定間隔をおいて、G
fパルス431とは逆の極性のGfパルス432を印加
し、これに伴い発生するエコー信号441を計測する。
その後一定の間隔をおいて次のサイクルのGsパルス4
12及びRFパル402を印加し、Gpパルス422の
強度が異なることを除いては上記と同様にして繰り返
す。
からGfパルス(431,433,435・・・)印加及びGfパルス
(432,434,436・・・)をトリガとしてX線制御器17がX
線パルス451,452,453・・・を照射するように高圧発生器1
6を駆動する。
斜磁場パルスの典型的な印加時間、負極性のGfパルス
と正極性のGfパルスとの間隙時間、信号計測と次サイ
クルのRFパルス照射との間隙時間及びエコー信号の計
測時間は、一般的に各々数ミリ秒〜数十ミリ秒である。
また、リアルタイムのシネ撮影を行う場合には、X線パ
ルス透視撮影時のX線影パルス照射時間及び照射間隔
は、一般的に各々数ミリ秒〜数十ミリ秒である。
ルス431と正極性のGfパルス432との間隙に、X
線パルス451を照射でき、また、エコー信号441の
計測もGfパルス432の印加も共に終了した後、次の
RFパルス402の照射との間隙にもX線パルス452
を照射できる。以後の繰り返しにおいても同様に負極性
のGfパルスと正極性のGfパルスとの間隙及び繰り返し
時間の次のRFパルス印加までの待ち時間にX線パルス
を断続的に照射して連続したX線画像(シネ画像)を得
ることができる。
ルスの印加並びにエコー信号の計測タイミングと、X線
パルス照射のタイミングとが重ならないように制御する
ことにより、それぞれの装置の電磁ノイズを排除して略
同時相のX線画像及びMRI画像を得られる。
と正極性のGfパルスとの間隙及び繰り返し時間の待ち
時間を利用してX線パルスを照射した場合を示したが、
これに限定されず、上記の各パルスの印加タイミングを
制御することにより、多様なX線照射パターンを実現す
ることができる。例えば、RFパルス401及びGsパ
ルス411の印加後、Gp421及びGfパルス431印
加までに間隙を設け、この間にX線パルスを1回照射す
ることもでき、これにより1サイクルに3回X線を照射
できる。
る繰り返し時間の間に1回だけX線パルスを照射しても
よく、例えば図5に示すようにエコー信号計測と次のサ
イクルのRFパルス印加との間隙にX線パルス551、552
・・・を照射することも可能である。
像撮像方法の他の実施例を図6を参照して説明する。
・の照射タイミングをトリガーとしてMRI装置側でE
PI法によるパルスシーケンス601、602・・・を起動す
る。EPI法のパルスシーケンスは1回のRF照射後反
転するGfパルスを連続して印加し、この反転毎に複数
のエコー信号を計測するもので、1サイクルの計測時間
は通常数十ミリ秒程度であるため、同図に示す実施例の
ように、EPI法のパルスシーケンス1サイクルが終了
する毎に1回X線パルスを照射することもできる。これ
により、X線画像とMRI画像とが交互にほぼ同時相で
得られる。
ためのエコー信号を全部計測してもよいが、X線パルス
の照射間隔を短くしたい場合にはEPI法をいくつかに
分割して行ってもよい。例えば、1画像分を3回に分割
して得る場合、3つのX線画像と、これらとほぼ同時相
のMRI画像とが得られる。この場合、比較的短い一定
間隔(例えば30ミリ秒程度)でパルス幅5ミリ秒程度
のX線パルスを照射することにより、動きの滑らかなX
線シネ画像を得ることができる。
でパルスシーケンスの1サイクルが終了するような高速
撮像法であれば同様にして本発明の撮影方法を適用する
ことができ、例えばスパイラルスキャン法などを用いて
もよい。
に連続して撮像する場合について示したが、MRI撮像
方法として上述したEPIのような高速撮像法を採用す
る場合、X線撮像の間に必要に応じてMRI撮像を実行
することも可能である。そのような実施例を図7に示し
た。
ルスを照射タイミングをトリガーとしてMRI装置側で
EPI法によるパルスシーケンスを起動するが、この
際、MRI撮像シーケンスは必要に応じて実行され、通
常は所定のタイミングでX線パルス照射によるX線撮像
が行われる。
は、比較的短い一定間隔(例えば30ミリ秒程度)でパ
ルス幅5ミリ秒程度のX線パルス711、712・・・を照射
し、動きの滑らかな動画像を得るようにする。このとき
の各パルス間の間隙時間DT1(例えば25ミリ秒)
は、EPI法により1画像分の計測に要する40〜50
ミリ秒に比べて短いため、EPIシーケンスを起動する
ときには、パルス間の間隙時間を制御してDT1より長
い時間とする。即ち、図7に示すように、パルス間の間
隙時間DT1で3つのX線パルス711〜713を継続
して照射し、その後比較的長い間隔DT2(例えば50
ミリ秒程度)を設定し、この間にEPI法により1画像
分のパルスシーケンス701を実行し、引き続きパルス間
の間隙時間を短い時間DT1に戻してX線パルス714
〜717を継続する。
必要な時間を設定されるが、この時間DT2はEPIシ
ーケンスの場合50ミリ秒程度であるので、X線の動画
像に乱れを生じない程度に押えることができる。これに
より、連続したX線動画像とこれとほぼ同時相のMRI
画像が得られる。
影制御部20)はX線撮像装置のX線制御器及びMRI
装置のシーケンサにそれぞれ接続された装置として示し
たが、いずれか一方の装置を上位装置とし、上位装置に
より他方の下位装置を制御する場合には、撮影制御手段
は上位装置のみと接続し、これを制御すれば足り、この
とき撮影制御手段は上位装置の内部に設置することがで
きる。また、撮影制御手段は、実施例のようにX線撮像
装置及びMRI装置と別個に設けてもよいが、いずれか
一方の制御部がこれを兼ねることによっても実現でき
る。
診断装置によれば、X線画像はMRI手段から生ずる磁
場の影響を受けることなく、またMRI画像はX線撮像
手段から発生する電磁ノイズによる歪みを生ずることな
く、略同時相でX線画像及びMRI画像を取得すること
ができる。また、これら両画像を撮影するために被検体
を移動させる必要はなく、このため、双方の画像を確認
しながら手術を行うIVRにおいても、より安全かつ確
実で効果の高い治療を行うことが可能となる効果があ
る。
ば、固体検出器を用いた2次元センサを使用することに
より、X線検出効率を向上させることができるばかりで
なく、MRIとの併用においてハードウエア的な磁気シ
ールドも不要となるので、装置全体を小型化できる。
全体斜視図
すブロック図
X線発生器を示す図
例を示すタイミング図
例を示すタイミング図
例を示すタイミング図
例を示すタイミング図
Claims (3)
- 【請求項1】静磁場中に置かれた被検体に高周波磁場及
び傾斜磁場を所定のパルスシーケンスで印加して前記被
検体から生じる核磁気共鳴信号に基づき前記被検体の断
層像を取得する磁気共鳴イメージング手段と、前記被検
体のX線透過像を取得するX線撮像手段と、前記磁気共
鳴イメージング手段及び前記X線撮像手段と接続され、
前記磁気共鳴イメージング手段における磁場印加及び核
磁気共鳴信号計測のタイミング並びに前記X線撮像手段
におけるX線照射タイミングを統括的に制御する撮影制
御手段とを備えたことを特徴とする医療用画像診断装
置。 - 【請求項2】前記撮影制御手段は、前記磁場印加及び核
磁気共鳴信号計測のタイミングと異なるタイミングで前
記X線を照射するようにX線照射タイミングを制御する
ことを特徴とする請求項1記載の医療用画像診断装置。 - 【請求項3】前記X線撮像手段は、X線検出器として、
固体検出器を用いた2次元センサを用いたことを特徴と
する請求項1又は2記載の医療用画像診断装置。
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