JPS6244233A - 磁気共鳴イメ−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】 〔発明の技術分野〕 本発明は磁気共鳴（Ｍ　Ｒ：　ｍａｇｎｅｔｉｃ　ｒ１
３ｓＯｎａｎｃｅ％以下ｒＭＲＪと称する）現象を用い
て被検体の特定断面における特定原子核スピンの密度分
布に基づく情報を画像化する磁気共鳴イメージング装置
（以下ＭＲイメージング装置ともいう）に関する。

〔発明の技術的背景とその問題点〕

診断用ＭＲイメージング装置では、被検体の特定位置の
断層像を得るために第４図に示すように被検体Ｐに図示
Ｚ軸方向に沿う非常に均一な静磁場Ｈ０を作用させ、一
対の傾斜磁場コイルＬＡ。

ＩＢにより静磁場Ｈ０に線型磁場勾配を付加する。

静磁場Ｈ０に対して特定の原子核は次式で示される角周
波数ω。で共鳴する。

ω。＝７−Ｈｏ　　　　　　　　　　　　　・・・（１
）（１１式においてγは磁気回転比であり、原子核の種
類に固有のものである。特定の原子核のみ共鳴させる角
周波数ω。で回転磁場Ｈ，を一対の送信コイル２Ａ、２
Ｂを介して、前記線型磁場勾配を利用して設定される図
示Ｘ−Ｙ平面内について被検体Ｐに作用させ、断層像を
得る特定のスライス部分Ｓ（平面状の部分であるが現実
にはある厚みをもっている）のみにＭＲ現象を生せしめ
る。ＭＲ現象は一対の受信コイル３Ａ、３Ｂを介して自
由誘導減衰（Ｆ　Ｉ　Ｄ　：　ｆｒｅｅ　１ｎｄｕｃｔ
ｉｏｎ　ｄｅｃａｙ）信号（以下ｒＦＩＤ信号」と称す
る）として観測され、この信号をフーリエ変換すること
により特定の原子核スピンの回転周波数についての単一
のスペクトルが得られる。断層像をＣＴ像として得るた
めには、スライス部分ＳのＸ−Ｙ平面内の多方向につい
ての投影像が必要である。そのためにスライス部分Ｓを
励起してＭＲ現象を生じさせた後、第４図に示すように
磁場Ｈ８にＸ′軸方向（Ｘ軸より００回転した座標系）
に直線的な傾斜を持つ線型磁場勾配Ｇｘｖを作用させる
と、被検体のスライス部分Ｓ内の等磁場線Ｅは直線とな
り、その線上の特定の原子核スピンの回転周波数は（１
）式により表わされる。ここで説明の便宜上等磁場線Ｅ
の各各（Ｅ、”Ｅｎとする）より信号Ｄ＋　〜Ｄｎ　　
（一種のＦＩＤ信号）を生ずると考える。信号り、〜Ｄ
ｎの振幅はそれぞれスライス部分Ｓを貫く等磁場線Ｅ　
＋　−Ｅ　ｎ上の原子核スピン密度に比例することにな
る。ところが実際に観測されるＦＩＤ信号はＤ１〜Ｄｎ
をすべて加え合わせたもの（すなわち合成ＦＩＤ信号）
となるので、このＦＩＤ信号をフーリエ変換することに
より、スライス部分ＳのＸ′軸への投影情報（１次元像
）ＰＤが得られる。このＸ′軸をｘ−ｙ面内で回転させ
ることにより、前述と同様にしてｘ−ｙ平面内の各方向
への投影情報が得られ、これらの情報に基づいてＣＴ像
を合成することができる。

ところで、被検体の、心臓乃至心血管系等の断層像を得
る場合において、被検体の心臓の拍動に起因する心臓乃
至心血管系等の動きは、得られたＭＲ像を不鮮明（ピン
トボケ）にする主たる要因となる。特に磁気共鳴イメー
ジング装置においては、プロジェクションデータ（撮影
断面に対する各投影方向の収集データ）の収集に数分間
必要なため、心臓の拍動の影響によるピントボケは著し
い。

被検体の心拍リズムの特定時相に同期して被検体の撮影
対象部位のプロジェクションデータを収集する方法が試
みられてはいるが、被検体の心電図信号を検出するに際
して均質で安定した磁場を乱す危険があること、期外収
縮あるいは不整脈等の発生により心時相ずれが起ること
などからしてである。

〔発明の目的〕

本発明は上記事情に鑑みて成されたものであり、その目
的とするところは、心臓の拍動の影響によるピントボケ
を生ずることなく鮮明な磁気共鳴（ＭＲ）像を可視化す
ることができる磁気共鳴イメージング装置を提供するこ
とにある。

〔発明の概要〕

上記目的を達成するための本発明の概要は、被検体の所
望断面を励起することにより磁気共鳴現象を生じさせ、
取り出される磁気共鳴信号に基づいて特定原子核のスピ
ン密度の多方向についての投影情報を得、これら投影情
報を画像化する磁気共鳴イメージング装置において、非
磁性体より成り且つ前記被検体の心電図信号を検出する
心電図信号検出手段と、この心電図信号検出手段の検出
信号を伝送する心電図信号伝送手段と、伝送された心電
図信号を基に所望心時相で前記被検体断面の励起を開始
する信号を発生する励起開始信号発生芋段と、伝送され
た心電図信号の特定波形の繰り返し周期を計測し、その
計測結果が予め設定された周期外にある場合に磁気共鳴
信号の収集を停止する信号を発生する収集停止信号発生
手段とを具備することを特徴とするものである。

〔発明の実施例〕

以下、本発明を実施例により具体的に説明する。

第１図は本発明の一実施例たる磁気共鳴イメージング装
置の概略ブロック図である。１は磁気的に外部と遮断さ
れたシールドルームであり、内部に各種コイル装置等が
配置されている。被検体２には心電図信号（心起電力）
を検出するための電極（心電図信号検出手段）３が装着
されている。

４は前記電極３の検出信号を増幅する増幅器であり、５
はこの増幅器４の出力を光信号に変換する電気−光変換
器例えば発光素子である。６はこの電気−光変換器５よ
りの放射光を導く光伝送ライン例えば光ファイバーであ
り、７はこの光伝送ライン６よりの出射光を電気信号に
変換する光−電気変換器例えば受光素子である。この光
−電気変換器７．光伝送ライン６及び電気−光変換器５
より心電図信号伝送手段が構成される。

８はこの光−電気変換器７の出力を取り込み心電図信号
のＱＲ３波に同期したＱＲＳ同期信号を発生すると共に
、心拍リズム（心電図信号）。

ＱＲ３同期信号等を表示可能な心電計であり、９は後に
詳述するように励起開始信号発生手段及び収集停止信号
発生手段を有する同期コントロールユニットである。１
０は磁気共鳴イメージング装置のデータ収集に関する一
連のシーケンス制御を司るシステムコントローラであり
、前記同期コントローラ９よりの各種信号を割り込み信
号として取り扱うように成っている。

ここに、前記電極３．増幅器４．電気−光変換器５には
、均質で安定した磁場を乱すことのないように非磁性体
により構成されたものが適用される。

次に、前記同期コントロールユニット９の構成について
第２図を基に説明する。

第２図は同期コントロールユニット９の構成を示すブロ
ック図である。１１は前記心電計８．システムコントロ
ーラ１０との間で入出力信号のレベル合わせを行なうイ
ンタフェース、１２はｌ　ｍ５ｅｃのクロックパルスを
発生するクロック発生部である。９ａは前記インタフェ
ース１１を介して取り込まれたＱＲ３同期信号を基に所
望の心時相で被検体断面の励起を開始する信号（この信
号を「励起開始信号」と称する）を発生する励起開始信
号発生手段である。この励起開始信号発生手段９ａは、
前記クロック発生部１２よりのクロックパルスを計数す
るカウンタ１４と、このカウンタ１４へのクロックパル
スの転送制御を行うカウンタコントローラ１３と、カウ
ンタ１４の計数値とディジスイッチ１６による設定値と
の比較を行うコンパレータ１５とを含んで構成されてい
る。コンパレータ１５の出力（比較結果）はカウンタコ
ントローラ１３に入力されるように成っている。９ｂは
前記インタフェース１１を介して取り込まれたＱＲ３同
期信号を基に心電図信号の特定波形の繰り返し周期を計
測し、その計測結果が予め設定された周期外にある場合
にのみ磁気共鳴信号の収集を停止する信号（この信号を
「収集停止信号」と称する）を発生する収集停止信号発
生手段である。

この収集停止信号発生手段９ｂは、前記クロック発生部
１２よりのクロックパルスを計数するカウンタ１８と、
このカウンタ１８へのクロックパルスの転送制御を行う
カウンタコントローラ１７と、カウンタ１８の計数値と
ディジスイッチ２１による設定値との比較を行うコンパ
レータ１９と、カウンタ１８の計数値とディジスイッチ
２２による設定値との比ｉを行うコンパレータ２ｏとを
含んで構成されている。２３は前記コンパレータ１９及
び２０の出力状態よりエラーを検出するエラー検出器で
あり、このエラー検出器２３の出力（収集停止信号）は
カウンタコントローラ１７及びインタフェース１１を介
してシステムコントローラ１０に転送されるように成っ
ている。２４は前記カウンタコントローラ１７．カウン
タ１８．エラー検出器２３のいずれかの出力を選択する
ディスプレイセレクタであり、２５はこのディスプレイ
セレフタ２４の選択出力をディジタル表示するディスプ
レイである。

次に、以上構成による実施例装置の作用について第３図
をも参照しながら説明する。

第３図は本実施例装置の動作タイミング図であり、（ａ
）は電極３により検出された心電図信号（心拍リズム）
、（ｂ）は心電図信号のＱＲ３波に同期したＱＲ３同期
信号、（Ｃ）は励起開始信号発生手段９ａより出力され
る励起開始信号、（ｄ）、　（ｅｌ）はそれぞれシステ
ムコントローラ１０より出力されるところの収集シーケ
ンス信号、収集信号である。

電極３により検出された心電図信号は増幅器４により増
幅され、電気−光変換器５により光信号に変換される。

この光信号は光伝送ライン６内を全反射しながら伝播し
、光−電気変換器７により電気信号に変換された後に心
電計８に入力される。

入力された電気信号（心電図信号）はＱＲ３同期信号の
発生に供される。発生されたＱＲ３同期信号は心電図信
号と共にモニタに表示される。そしてこのＱＲ３同期信
号はインタフェース１１を介してカウンタコントローラ
１３及び１７に入力される。

カウンタコントローラ１３はＱＲ３同期信号の立ち上り
により、インタフェース１１に対する出力状態すなわち
励起開始信号を高レベルにすると同時に、クロック発生
部１２より出力されたクロックパルスのカウンタ１４へ
の転送を開始する。

これによりカウンタ１４はクロックパルスの計数動作を
開始し、その計数値は常時コンパレータ１５に伝達され
、ディジスイッチ１６による設定値との比較に供される
。この比較において、カウンタ１４の計数値がディジス
イッチ１６による設定値を越えた瞬間コンパレータ１５
の出力状態が反転する。この状態変化によりカウンタコ
ントローラ１３のインタフェース１１に対する出力状態
すなわち励起開始信号を低レベルにすると同時に、力’
７ンタ１４へのクロックパルスの転送を停止する。

以上の動作が繰り返えされる。このようにして発生され
た励起開始信号はインタフェース１１を介してシステム
コントローラ１０に入力され、収集シーケンス信号の発
生に供される。すなわちシステムコントローラ１０は励
起開始信号の立ち下りタイミングで収集シーケンス信号
を発生させ、被検体２の所定断面の励起を開始する。こ
の励起により被検体２の所定断面にＭＲ現象を生ずる。

収集シーケンス信号の立ち上りより時間Ｔｃ経過後にシ
ステムコントローラ１０より収集信号が発生され、この
信号の高レベル期間中に被検体２の所定断面よりのＭＲ
倍信号収集される。収集されたＭＲ倍信号ＣＴ像（断層
像）の合成に供される。

また、この収集信号は前記心電計８へも転送され、例え
ばＱＲ３同期信号に重畳表示される。従ってオペレータ
はこの表示をモニタすることにより、ＭＲ倍信号収集タ
イミングを認識することができる。勿論ディジスイッチ
１６による設定値を変えることにより励起開始信号の遅
延時間Ｔｔを変えることができるので、オペレータは前
記心電計８に表示されたところの心電図信号と収集信号
との関係より、ＭＲ倍信号収集タイミングを所望の心時
相に適確に設定することができる。

るいは不整脈等の発生により心時相がずれた場合にはＭ
Ｒ像にピントボケを生ずる虞れが十分にある。本実施例
においてはディジスイッチ２　Ｌ２２により、心電図信
号のＲ波間隔（Ｒ波の繰り返し周期を意味する）の許容
し得る上限値、下限値を設定し、この上限値、下限値の
間にＲ波間隔が入らない場合にはＭＲ倍信号収集を停止
することにより、ＭＲ像のピントボケを防止している。

ＭＲ倍信号収集停止は収集停止信号発生手段９ｂより発
生される収集停止信号によるものである。以下、この収
集停止信号発生手段９ｂの作用について説明する。

心電計８より出力されたＱＲ３同期信号はインタフェー
ス１１を介してカウンタコントローラ１７へも入力され
る。カウンタコントローラ１７はＱＲ３同期信号の立ち
上りから次の立ち上りまでの間（この時間は心電図信号
におけるＲ波の繰り返し周期に等しい）に、クロック発
生部１２より出力されたクロックパルスをカウンタ１８
に伝達する。カウンタ１８は伝達されたクロックツくル
スを計数し、その計数値をコンパレータ１９．２０に出
力する。コンパレータ１９により、カウンタ１８の計数
値とディジスイッチ２１による設定値（Ｒ波間隔の上限
値）とが比較され、また、コンパレータ２０により、カ
ウンタ１８の計数値とディジスイッチ２２による設定値
（Ｒ波間隔の下限値）とが比較される。コンパレータ１
９又は２０の出力状態が変化した場合には、それはＲ波
間隔がディジスイッチ２１によるＲ波間隔上限値又はデ
ィジスイッチ２２によるＲ波間隔上限値を越えたことを
意味するものであり、エラー検出器２３より収集停止信
号が出力される。出力された収集停止信号はカウンタコ
ントローラ１７及びインタフェース１１を介してシステ
ムコントローラ１０に転送され、この収集停止信号の転
送によりシステムコントローラ１０は前記励起開始信号
発生手段９ａよりの励起開始信号の有無にかかわらず、
当該心時相でのＭＲ傷信号収集を停止する。ＭＲ傷信号
収集を停止するとは、結果的に当該心時相におけるＭＲ
傷信号ＭＲ像構成に供しないことを意味するものあり、
例えば、励起開始信号が入力された場合であっても被検
体断面の励起を行わないようにするか、あるいは被検体
断面の励起を行って当該励起により生ずるＭＲ傷信号受
信を行なわないようにする。

尚、正常な被検体（人体）のＲ波間隔が通常８００ｍ５
ｅｃ前後であることを考慮すれば、前記ディジスイッチ
２１．２２による上限値、下限値はそれぞれ８８０ａ＋
ｓｅｃ、　　７２０ｍ５ｅｃ程度に設定するのが好まし
い。

このように本実施例装置にあっては、心電図信号を基に
所望心時相でＭＲ傷信号収集を行うことができ、しかも
Ｒ波間隔の許容し得る上限値、下限値の間にＲ波間隔が
入らない場合にはＭＲ傷信号収集を停止するものである
から、被検体の心臓乃至心血管系等の断層像を得る場合
において、心臓乃至心血管系の動き１期外収縮あるいは
不整脈等の発生に起因するＭＲ像のピントボケを改善す
ることができ、鮮明で診断能に優れたＭＲ像を可視化す
ることができる。また、電極３．増幅器４゜光−電気変
換器５を非磁性体により構成したので、均質で安定した
磁場を乱すことはなく、ＭＲ像の構成において極めて有
利となる。

以上本発明の一実施例について説明したが、本発明は上
記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨の範
囲内で適宜に変形実施が可能であるのはいうまでもない
。

例えば上記実施例においては電気−光変換器５゜光伝送
ライン６及び光−電気変換器７より心電図信号伝送手段
を構成するものについて説明したが、心電図信号を電波
によって送り出す無線送信機と、送り出された電波を受
信し心電図信号を取り出す無線受信機とから心電図信号
伝送手段を構成することもできる。この場合においても
、均質で安定した磁場を乱すことのないよう少なくとも
無線送信機は非磁性体より構成するのが好ましい。

〔発明の効果〕

以上詳述したように本発明によれば、心臓の拍動の影響
によるピントボケを生ずることなく鮮明な磁気共鳴像を
可視化することができる磁気共鳴イメージング装置を提
供することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例たる磁気共鳴イメージング装
置の概略ブロック図、第２図は本実施例装置における同
期コントロールユニットの構成を示すブロック図、第３
図は本実施例装置の動作タイミング図、第４図は従来の
磁気共鳴イメージング装置の原理構成図、第５図は磁気
共鳴現象により投影情報を得る原理図である。 ２・・・被検体、３・・・心電図信号検出手段、５．６
．７・・・心電図信号伝送手段、９ａ・・・励起開始信
号発生手段、 ９ｂ・・・収集停止信号発生手段。 代理人　弁理士　則　近　憲　佑 同　　　　　大　　胡　　典　　夫 第２図

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. （１）被検体の所望断面を励起することにより磁気共鳴
   現象を生じさせ、取り出される磁気共鳴信号に基づいて
   特定原子核のスピン密度の多方向についての投影情報を
   得、これら投影情報を画像化する磁気共鳴イメージング
   装置において、非磁性体より成り且つ前記被検体の心電
   図信号を検出する心電図信号検出手段と、この心電図信
   号検出手段の検出信号を伝送する心電図信号伝送手段と
   、伝送された心電図信号を基に所望心時相で前記被検体
   断面の励起を開始する信号を発生する励起開始信号発生
   手段と、伝送された心電図信号の特定波形の繰り返し周
   期を計測し、その計測結果が予め設定された周期外にあ
   る場合に磁気共鳴信号の収集を停止する信号を発生する
   収集停止信号発生手段とを具備することを特徴とする磁
   気共鳴イメージング装置。
2. （２）前記心電図信号伝送手段は、非磁性体より成り且
   つ心電図信号を光信号に変換する電気−光変換器と、こ
   の電気−光変換器よりの放射光を導く光伝送ラインと、
   この光伝送ラインよりの出射光を電気信号に変換する光
   −電気変換器とを有して構成されたものである特許請求
   の範囲第１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. （３）前記心電図信号伝送手段は、非磁性体より成り且
   つ心電図信号を電波によって送り出す無線送信機と、送
   り出された電波を受信し心電図信号を取り出す無線受信
   機とを有して構成されたものである特許請求の範囲第１
   項に記載の磁気共鳴イメージング装置。