JPS6244231A - 診断用磁気共鳴イメ−ジング装置 - Google Patents
診断用磁気共鳴イメ−ジング装置Info
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- JPS6244231A JPS6244231A JP60181851A JP18185185A JPS6244231A JP S6244231 A JPS6244231 A JP S6244231A JP 60181851 A JP60181851 A JP 60181851A JP 18185185 A JP18185185 A JP 18185185A JP S6244231 A JPS6244231 A JP S6244231A
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- Japan
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- magnetic resonance
- resonance imaging
- imaging apparatus
- diagnostic
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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。
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、原子核の電磁波に対する共鳴現象である磁気
共鳴（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅａｓｏｎａｎｃｅ ；以
下ＭＲと称する）を利用して被検体中の各組織に存在す
る特定の原子核による情報であるＭＲ倍信号被検体の外
部で無侵襲に測定することによりイメージングを行なう
診断用磁気共鳴イメージング装置に関する。
共鳴（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅａｓｏｎａｎｃｅ ；以
下ＭＲと称する）を利用して被検体中の各組織に存在す
る特定の原子核による情報であるＭＲ倍信号被検体の外
部で無侵襲に測定することによりイメージングを行なう
診断用磁気共鳴イメージング装置に関する。
被検体の所望断層面に対して種々の投影方向より得られ
たＸ線吸収データ或いは磁気共鳴信号（ＭＲ倍信号等を
もとにコンピュータにより画像再構成処理して前記断層
面の画像を得るＣＴ装置で、例えば被検体の腹部の断層
像を得る場合等において、被検体の呼吸等による臓器の
位置の動きは、得られた画像を不鮮明（ピントボケ）に
する主たる要因となる。特に診断用共鳴装置（以下、Ｍ
ＲＩと称する）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、腹部や胸部等の撮影を行う場合、呼吸
等の影響による臓器のボケが著しい。
たＸ線吸収データ或いは磁気共鳴信号（ＭＲ倍信号等を
もとにコンピュータにより画像再構成処理して前記断層
面の画像を得るＣＴ装置で、例えば被検体の腹部の断層
像を得る場合等において、被検体の呼吸等による臓器の
位置の動きは、得られた画像を不鮮明（ピントボケ）に
する主たる要因となる。特に診断用共鳴装置（以下、Ｍ
ＲＩと称する）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、腹部や胸部等の撮影を行う場合、呼吸
等の影響による臓器のボケが著しい。
そこで、ＭＲＩに呼吸同期装置を組み合せ、例えば呼吸
曲線の呼吸時レベルに同期して被検者の撮影対象部位の
プロジェクションデータを収集し、この収集した各投影
方向からのプロジェクションデータをもとに画像再構成
を行うようにすれば、各プロジェクションデータは被検
者の臓器の動きの少い状態で収集したデータとなるので
、ボケの無い鮮明な再構成画像が得られることになる。
曲線の呼吸時レベルに同期して被検者の撮影対象部位の
プロジェクションデータを収集し、この収集した各投影
方向からのプロジェクションデータをもとに画像再構成
を行うようにすれば、各プロジェクションデータは被検
者の臓器の動きの少い状態で収集したデータとなるので
、ボケの無い鮮明な再構成画像が得られることになる。
ところで、従来、呼吸装置としては被検体に微弱な高周
波電流を流し、呼吸によって変動する生体インピーダン
スから呼吸曲線を取り出すインピーダンス法を利用した
ものがある。
波電流を流し、呼吸によって変動する生体インピーダン
スから呼吸曲線を取り出すインピーダンス法を利用した
ものがある。
しかしながら、この方法では、ＭＲＩでデータ収集のた
めに印加するＲＦ信号が誘導されてしまい、呼吸曲線に
ノイズとして混合するため、目的に適った方法とは言え
ない。更に、ＭＲＩで画像に与える重要な因子の一つと
して、情報収集のための励起の繰り返し時間Ｔ、Ｉの異
った（即ち、信号強度の違った）データを基に再構成す
ることが考えられるが、このことは、画像の不均一性と
して現れるため高度な医療診断にとって大きな障害とな
る。
めに印加するＲＦ信号が誘導されてしまい、呼吸曲線に
ノイズとして混合するため、目的に適った方法とは言え
ない。更に、ＭＲＩで画像に与える重要な因子の一つと
して、情報収集のための励起の繰り返し時間Ｔ、Ｉの異
った（即ち、信号強度の違った）データを基に再構成す
ることが考えられるが、このことは、画像の不均一性と
して現れるため高度な医療診断にとって大きな障害とな
る。
ここでＭＲ現象について説明しておく。即ち、多くの原
子核にはそれぞれに固有な回転、すなわち、スピンがあ
ってそのために角運動量を持っている。そして、核は負
荷を持っているので、スピンはその軸のまわりを流れる
電流に相当し、小さな磁場を発生する。従って、スピン
が零でない限り、核は磁気モーメント（磁気双極子）を
持つことになる。
子核にはそれぞれに固有な回転、すなわち、スピンがあ
ってそのために角運動量を持っている。そして、核は負
荷を持っているので、スピンはその軸のまわりを流れる
電流に相当し、小さな磁場を発生する。従って、スピン
が零でない限り、核は磁気モーメント（磁気双極子）を
持つことになる。
通常、スピンを持つ核の磁気双極子は勝手な方向を向い
ているが、これを磁場の中に置くと磁気双極子が磁力線
の方向に配向する。水素の原子核である陽子（’Ｈ）の
ようにスピンが１／２の核では双極子に許される配向は
磁場に平行か逆平行（逆向き）かの２通りだけである。
ているが、これを磁場の中に置くと磁気双極子が磁力線
の方向に配向する。水素の原子核である陽子（’Ｈ）の
ようにスピンが１／２の核では双極子に許される配向は
磁場に平行か逆平行（逆向き）かの２通りだけである。
二つの配向はエネルギがわずかに異なっており、これは
エネルギ準位のゼーマン***と呼ばれている。
エネルギ準位のゼーマン***と呼ばれている。
原子核の集団が全体としてどのような磁気的ふるまいを
するかは巨視的磁化ベクトルＭを定義することで知るこ
とができる。Ｍは測定しようとする試料の中で注目して
いる核の磁気モーメントすべてを加え合わせた正味の値
を表わす。外から磁場をかけなければ、巨視的磁化は当
然零であるが、試料に磁場を加えると核双極子は配向す
るから、磁場と平行な巨視的磁化が発生する。この方向
を習慣的にＺ軸と定める。
するかは巨視的磁化ベクトルＭを定義することで知るこ
とができる。Ｍは測定しようとする試料の中で注目して
いる核の磁気モーメントすべてを加え合わせた正味の値
を表わす。外から磁場をかけなければ、巨視的磁化は当
然零であるが、試料に磁場を加えると核双極子は配向す
るから、磁場と平行な巨視的磁化が発生する。この方向
を習慣的にＺ軸と定める。
回転している核はあたかも小さな「こま」がジャイロス
コープのようにふるまう。
コープのようにふるまう。
回転しているジャイロスコープの軸を垂直から傾けると
、いわゆる「みそすり運動」即ち、一般に歳差運動と呼
ばれる運動をはじめるが、磁場中で回転している核の集
団に相当するのが巨視的な磁化ベクトルＭであるから、
これをＺ軸方向から傾けると、同じようにＭはＺ軸のま
わりに歳差運動をはじめる。
、いわゆる「みそすり運動」即ち、一般に歳差運動と呼
ばれる運動をはじめるが、磁場中で回転している核の集
団に相当するのが巨視的な磁化ベクトルＭであるから、
これをＺ軸方向から傾けると、同じようにＭはＺ軸のま
わりに歳差運動をはじめる。
このＭを傾ける方法としてはＺ軸方向に与えた静磁場に
対して垂直なＸ、７面内にくるくると回転する非常に小
さな磁場を加えてやれば良く、実際には回転磁場は高周
波電源からコイルを通して試料に加える方法をとる。
対して垂直なＸ、７面内にくるくると回転する非常に小
さな磁場を加えてやれば良く、実際には回転磁場は高周
波電源からコイルを通して試料に加える方法をとる。
ただし、加える高周波磁場の周波数が試料中の核の歳差
周波数と一敗するようにしなければならない。即ち、い
わゆる共鳴現象を起こさせるわけであり、このため、磁
気共鳴と呼ばれる。
周波数と一敗するようにしなければならない。即ち、い
わゆる共鳴現象を起こさせるわけであり、このため、磁
気共鳴と呼ばれる。
量子力学的にみると核が集って出来た巨視的磁化が、平
衡位置から傾くことは、低いエネルギ単位から高いエネ
ルギ単位への遷移と同じことであり、高周波磁場の周波
数が二つのエネルギ単位間の磁気エネルギの差に等しい
時だけ遷移が起こる。
衡位置から傾くことは、低いエネルギ単位から高いエネ
ルギ単位への遷移と同じことであり、高周波磁場の周波
数が二つのエネルギ単位間の磁気エネルギの差に等しい
時だけ遷移が起こる。
共鳴させる角周波数ω。はラモーア周波数とも呼ばれ、
外から加えた静磁場の強さとの間に簡単な数学的関係を
持つ。即ち、周波数ω。は磁場の強さＨｏに磁気回転比
γを乗じたものに等しい。
外から加えた静磁場の強さとの間に簡単な数学的関係を
持つ。即ち、周波数ω。は磁場の強さＨｏに磁気回転比
γを乗じたものに等しい。
ここで磁気回転比Ｔとはスピンが零でない核それぞれに
固有の定数であり、例えば１テスラ（１万ガウス）の磁
場中の水素核（陽子）の共鳴周波数は４２．５７ ＭＨ
ｚ、リン３１ （”Ｐ）の共鳴周波数は１テスラの磁
場中で１７．２４ ＭＨｚといった具合である。これら
の共鳴周波数はいずれも電磁波スペクトル中の無線周波
数帯にあり、Ｘ線や可視光よりはるかに低いので生体中
の分子を切断すると云った力はない。従って、周波数を
適宜に選択し、特定の核種に同調させればその応答信号
を分離して観察できることになる。
固有の定数であり、例えば１テスラ（１万ガウス）の磁
場中の水素核（陽子）の共鳴周波数は４２．５７ ＭＨ
ｚ、リン３１ （”Ｐ）の共鳴周波数は１テスラの磁
場中で１７．２４ ＭＨｚといった具合である。これら
の共鳴周波数はいずれも電磁波スペクトル中の無線周波
数帯にあり、Ｘ線や可視光よりはるかに低いので生体中
の分子を切断すると云った力はない。従って、周波数を
適宜に選択し、特定の核種に同調させればその応答信号
を分離して観察できることになる。
ＭＲＩはこれを利用したもので、Ｚ軸方向に与えた静磁
場中の試料に対し、更に線型磁場勾配を付加しておき、
そして磁化ベクトルＭを傾けるために必要な回転磁場を
高周波パルスで与え、磁化ベクトルＭを傾け、この高周
波パルスを加え終った後に受信コイルに発生する起電力
をＭＲ倍信号して得て、この信号をフーリエ変換するこ
とにより空間情報を得てこれより画像再構成を行うよう
にしたものである。
場中の試料に対し、更に線型磁場勾配を付加しておき、
そして磁化ベクトルＭを傾けるために必要な回転磁場を
高周波パルスで与え、磁化ベクトルＭを傾け、この高周
波パルスを加え終った後に受信コイルに発生する起電力
をＭＲ倍信号して得て、この信号をフーリエ変換するこ
とにより空間情報を得てこれより画像再構成を行うよう
にしたものである。
具体的には診断用ＭＲＩにおいては、検査対象となる被
検体の特定位置の断層像を得るために第５図に示すよう
に被検体Ｐに図示Ｚ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２１Ａ、２１Ｂ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前述のラモーア周波数ω。で共鳴
するから、特定の原子核のみ共鳴させる角周波数で回転
磁場旧を一対の送信コイル２２Ａ、２２Ｂ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Ｅ（平面状の部分であるが現実にはある厚みを持
っている）のみにＭＲ現象を生ぜしめる。ＭＲ現象は一
対の受信コイル２３Ａ、２３Ｂを介して自由誘導減衰（
ＦＩＤ： Ｆｒｅｅ Ｉｎｄｕｃｔｉｏｎ Ｄｅｃａｙ
）信号（ＦＩＤ信号）を含むＭＲ倍信号して観測される
ので、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
要であるから、スライス部分Ｓを励起してＭＲ現象を生
じさせた後、第６図に示すように磁場Ｈ０にＸ′軸方向
（Ｘ軸よりθ°回転させた座標系）に直線的な傾斜を持
つ線型磁場勾配ＧＸＹを作用させる。これにより被検体
Ｐ中のスライス部分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前述のラモ
ーア周波数の関係式で表わすことができる。
検体の特定位置の断層像を得るために第５図に示すよう
に被検体Ｐに図示Ｚ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２１Ａ、２１Ｂ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前述のラモーア周波数ω。で共鳴
するから、特定の原子核のみ共鳴させる角周波数で回転
磁場旧を一対の送信コイル２２Ａ、２２Ｂ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Ｅ（平面状の部分であるが現実にはある厚みを持
っている）のみにＭＲ現象を生ぜしめる。ＭＲ現象は一
対の受信コイル２３Ａ、２３Ｂを介して自由誘導減衰（
ＦＩＤ： Ｆｒｅｅ Ｉｎｄｕｃｔｉｏｎ Ｄｅｃａｙ
）信号（ＦＩＤ信号）を含むＭＲ倍信号して観測される
ので、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
要であるから、スライス部分Ｓを励起してＭＲ現象を生
じさせた後、第６図に示すように磁場Ｈ０にＸ′軸方向
（Ｘ軸よりθ°回転させた座標系）に直線的な傾斜を持
つ線型磁場勾配ＧＸＹを作用させる。これにより被検体
Ｐ中のスライス部分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前述のラモ
ーア周波数の関係式で表わすことができる。
ここで説明の便宜上、等磁場線Ｅの各々（Ｅｌ〜Ｅｎ）
より信号り、〜Ｄ、（一種のＦＩＤ信号）を生じると考
える。信号ＤＩ−Ｄ、、の振幅はそれぞれスライス部分
Ｅを貫く等磁場線Ｅ、−Ｅｎ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〜Ｄ７をすべて加え合わせた合成ＦＩＤ信号と
なるので、この合成ＦＩＤ信号ＦＩＤ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平面内
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、これらの投影情報即
ちプロジェクションデータに基づいて画像再構成処理を
行うことによってＣＴ像を得ることができる。
より信号り、〜Ｄ、（一種のＦＩＤ信号）を生じると考
える。信号ＤＩ−Ｄ、、の振幅はそれぞれスライス部分
Ｅを貫く等磁場線Ｅ、−Ｅｎ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〜Ｄ７をすべて加え合わせた合成ＦＩＤ信号と
なるので、この合成ＦＩＤ信号ＦＩＤ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平面内
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、これらの投影情報即
ちプロジェクションデータに基づいて画像再構成処理を
行うことによってＣＴ像を得ることができる。
このようにＭＲＩは磁場を用いて共鳴を起し、その際に
得られる微弱なＭＲ倍信号もとに画像再構成をするもの
であり、均質で安定した磁場を必要とすることから、磁
場を乱すような呼吸同期装置は使用できない。
得られる微弱なＭＲ倍信号もとに画像再構成をするもの
であり、均質で安定した磁場を必要とすることから、磁
場を乱すような呼吸同期装置は使用できない。
本発明は上記事情に鑑みて成されたもので、非磁性体よ
りなる呼吸センサにより呼吸の状態を検出して被検体の
腹部や胸部の断層像および矢状、冠状断面（縦、横断面
）像等、呼吸運動の影響を受は易い断層部の像を画像の
ボケを生ずることなく鮮明な画像で表示で′きるように
した診断用磁気共鳴イメージング装置を提供することを
目的とする。
りなる呼吸センサにより呼吸の状態を検出して被検体の
腹部や胸部の断層像および矢状、冠状断面（縦、横断面
）像等、呼吸運動の影響を受は易い断層部の像を画像の
ボケを生ずることなく鮮明な画像で表示で′きるように
した診断用磁気共鳴イメージング装置を提供することを
目的とする。
本発明は上記目的を達成するため磁気共鳴現象により誘
起され、受信コイルにより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診断用磁気共
鳴イメージング装置において、非磁性体よりなる体動検
出手段と、体動に応じた曲線に予めレベルを設定するレ
ベル設定手段と、このレベル設定手段による設定レベル
内にあるとき上記投影情報の情報収集のための励起開始
信号を発生する励起発生制御手段とを備えたことにあり
、体動の少ない範囲でのみ情報収集し、画像再構成を行
うことにより、ボケの少い断層像を得ることができる。
起され、受信コイルにより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診断用磁気共
鳴イメージング装置において、非磁性体よりなる体動検
出手段と、体動に応じた曲線に予めレベルを設定するレ
ベル設定手段と、このレベル設定手段による設定レベル
内にあるとき上記投影情報の情報収集のための励起開始
信号を発生する励起発生制御手段とを備えたことにあり
、体動の少ない範囲でのみ情報収集し、画像再構成を行
うことにより、ボケの少い断層像を得ることができる。
以下、本発明の一実施例について図面を参照して説明す
る。
る。
第１図、第２図において、１は非磁性体よりなる体動検
出手段、例えば呼吸センサであり、エアバック２と、エ
アバック２内の圧力変化を伝達するためのチューブ３と
、このチューブ３による圧力変化と心電信号を受信し、
選択するとともにＡ／Ｄ変換する選択型Ａ／Ｄ変換回路
（以下Ａ／ＤＭＰＸ）４とを備え、体動を直接検出する
とともにＭＲ倍信号有害なノイズ源を除去している。５
は体動検出手段１に接続された同期コントロールユニッ
トであり、体動に応じた曲線に予めレベルを設定するレ
ベル設定手段６と、このレベル設定手段６による設定レ
ベル内にあるとき投影情報の情報収集のための励起開始
信号を発生する励起発生制御手段とを備えている。７は
同期コントロールユニット５に接続されたＭ ＲＩ Ｉ
Ｊ御用ＭＲＩシステムコントローラである。８はＡ／Ｄ
ＭＰＸ４とレベル設定手段６からの信号とＡ／Ｂマーカ
信号を受信してＭＲＩシステムコントローラ７を制御す
るコンパレータ信号とモノマルチ信号と心拍呼吸同期信
号を送信する演算制御回路である。９は演算制御回路８
からの心電信号と呼吸信号をＤ／Ａ変換して表示装置１
０に入力するＤ／Ａ変換回路、１１は情報収集回数を選
択設定するモノマルチ信号を発進するモノマルチ、１２
は例えば超音波診断装置（図示せず）の画像管面フリー
ジングを行なうＤＬＹ、１３は心拍呼吸同期信号をＭＲ
Ｉシステムコントローラに送信する論理積回路である。
出手段、例えば呼吸センサであり、エアバック２と、エ
アバック２内の圧力変化を伝達するためのチューブ３と
、このチューブ３による圧力変化と心電信号を受信し、
選択するとともにＡ／Ｄ変換する選択型Ａ／Ｄ変換回路
（以下Ａ／ＤＭＰＸ）４とを備え、体動を直接検出する
とともにＭＲ倍信号有害なノイズ源を除去している。５
は体動検出手段１に接続された同期コントロールユニッ
トであり、体動に応じた曲線に予めレベルを設定するレ
ベル設定手段６と、このレベル設定手段６による設定レ
ベル内にあるとき投影情報の情報収集のための励起開始
信号を発生する励起発生制御手段とを備えている。７は
同期コントロールユニット５に接続されたＭ ＲＩ Ｉ
Ｊ御用ＭＲＩシステムコントローラである。８はＡ／Ｄ
ＭＰＸ４とレベル設定手段６からの信号とＡ／Ｂマーカ
信号を受信してＭＲＩシステムコントローラ７を制御す
るコンパレータ信号とモノマルチ信号と心拍呼吸同期信
号を送信する演算制御回路である。９は演算制御回路８
からの心電信号と呼吸信号をＤ／Ａ変換して表示装置１
０に入力するＤ／Ａ変換回路、１１は情報収集回数を選
択設定するモノマルチ信号を発進するモノマルチ、１２
は例えば超音波診断装置（図示せず）の画像管面フリー
ジングを行なうＤＬＹ、１３は心拍呼吸同期信号をＭＲ
Ｉシステムコントローラに送信する論理積回路である。
上記のように構成された本発明の作用を第３図により説
明すると、レベル設定手段で表示装置１０に表われる第
３図（ａ）の呼吸曲線と第３図（ｂ）の心電波形を見な
がらコンパレータレベルの設定を行ない、演算制御回路
８内の励起発生制御手段により第３図（Ｃ）のコンパレ
ータ信号を得てＭＲＩシステムコントローラ７に送信す
る。
明すると、レベル設定手段で表示装置１０に表われる第
３図（ａ）の呼吸曲線と第３図（ｂ）の心電波形を見な
がらコンパレータレベルの設定を行ない、演算制御回路
８内の励起発生制御手段により第３図（Ｃ）のコンパレ
ータ信号を得てＭＲＩシステムコントローラ７に送信す
る。
コンパレータ信号の動作時のみ第３図 （ｄ） （ｅ）
で示すようにＭＲ倍信号収集を行なう。この場合、第３
図ではＭＲ倍信号収集方法として繰り返し時間ＴＲを５
００ｍ５としている。また、ＤＬＹ１２からの遅延信号
によって、超音波診断装置の画像即ち、超音波ビームを
被検体に発射し所定部位より反射する超音波エコーを受
信して得られる超音波像を所望時点で停止させることに
より磁気共鳴画像と対比して診断できる。また、モノマ
ルチ１１の調節により情報収集回数を自由に選択して診
断できる。
で示すようにＭＲ倍信号収集を行なう。この場合、第３
図ではＭＲ倍信号収集方法として繰り返し時間ＴＲを５
００ｍ５としている。また、ＤＬＹ１２からの遅延信号
によって、超音波診断装置の画像即ち、超音波ビームを
被検体に発射し所定部位より反射する超音波エコーを受
信して得られる超音波像を所望時点で停止させることに
より磁気共鳴画像と対比して診断できる。また、モノマ
ルチ１１の調節により情報収集回数を自由に選択して診
断できる。
情報収集方法として、第３図（ｅ）にしめすようにコン
パレータ信号の動作している間連続して情報収集を行な
うゲート優先方法と、第３図（ｄ）に示すようにＭＲ倍
信号精度を考慮してコンパレータ信号の動作開始時には
ＭＲ倍信号収集のための励起のみに留め、前記繰り返し
時間Ｔ１１の揃った情報収集を行なう回数優先方法とが
可能である。
パレータ信号の動作している間連続して情報収集を行な
うゲート優先方法と、第３図（ｄ）に示すようにＭＲ倍
信号精度を考慮してコンパレータ信号の動作開始時には
ＭＲ倍信号収集のための励起のみに留め、前記繰り返し
時間Ｔ１１の揃った情報収集を行なう回数優先方法とが
可能である。
両者を用いた場合の比較データをそれぞれ第４図（ａ＞
、 （ｂ）に示して説明する。
、 （ｂ）に示して説明する。
ＭＲ信号■は下式で表され、繰り返し時間Ｔ。
を変えると同じＴ、の組織であっても信号の大きさが変
化することが示されている。
化することが示されている。
■″（１ｅ −Ｔ Ｉ ／ＴＩ）
但しＴ１は縦緩和時間である。
第４図（ａ）と（ｂ）は共にＴ、Ｉが変化すると同じＴ
、の組織でもレベルが変っている。例えば同図（ｂ）の
結果を見ると、Ｔ＊＝５００〜９００の間におけるＴ、
＝１０００の信号強度比は０．７１０．４５ ＝ １．
５６でほぼ１．６倍となる。したがって、通常、正常組
織のＴ、値は磁場強度Ｈ０に依存するが２００〜ｌ Ｏ
ＯＯｍｓと考えられ、Ｔｌｌを揃えることが大切である
ことが判る。
、の組織でもレベルが変っている。例えば同図（ｂ）の
結果を見ると、Ｔ＊＝５００〜９００の間におけるＴ、
＝１０００の信号強度比は０．７１０．４５ ＝ １．
５６でほぼ１．６倍となる。したがって、通常、正常組
織のＴ、値は磁場強度Ｈ０に依存するが２００〜ｌ Ｏ
ＯＯｍｓと考えられ、Ｔｌｌを揃えることが大切である
ことが判る。
この発明は前記実施例に限定されるものではなく、この
発明の要旨の範囲内で種々の変形例を包含することは言
うまでもない。例えば、体動検出手段１として被検体へ
の苦痛をなくすため、非磁・性より成るサーミスタを用
いたり、または体幹部（胸部を含む）に巻きつけたＨｇ
、 ＺｎＣ１等の非磁性導電物質のインピーダンスが体
動により変化することを検知する装置を用いてもよい。
発明の要旨の範囲内で種々の変形例を包含することは言
うまでもない。例えば、体動検出手段１として被検体へ
の苦痛をなくすため、非磁・性より成るサーミスタを用
いたり、または体幹部（胸部を含む）に巻きつけたＨｇ
、 ＺｎＣ１等の非磁性導電物質のインピーダンスが体
動により変化することを検知する装置を用いてもよい。
また励起発生制御手段７として情報収集回数を選択でき
る手段を備えたものを用いてもよい。
る手段を備えたものを用いてもよい。
本発明は被検体の腹部や胸部の断層像および矢状、冠状
断面（縦、横断面）像等、呼吸運動の影響を受は易い断
層像が体動の影響の少ない最良の画像として表示できる
。
断面（縦、横断面）像等、呼吸運動の影響を受は易い断
層像が体動の影響の少ない最良の画像として表示できる
。
第１図はこの発明の一実施例である診断用磁気共鳴イメ
ージング装置の概要図、第２図は体動検出手段とレベル
設定手段と励起発生制御手段とを示すブロックダイヤグ
ラム、第３図（ａ）〜（ｅ）はコンパレータ信号に関連
した情報収集状態を示すグラフ、第４図（ａ） （ｂ）
は繰り返し時間Ｔ、とＭＲ倍信号強度との関係を示すデ
ータ、第５図は診断用 ＭＨＩの一例の原理構成図、第
６図は磁気共鳴現象により情報を得る原理図である。 １・・・体動検出手段、６・・・レベル設定手段、７・
・・励起発生制御手段。 代理人 弁理士 則 近 憲 缶 周 大胡典男 第４図 （ｂ）
ージング装置の概要図、第２図は体動検出手段とレベル
設定手段と励起発生制御手段とを示すブロックダイヤグ
ラム、第３図（ａ）〜（ｅ）はコンパレータ信号に関連
した情報収集状態を示すグラフ、第４図（ａ） （ｂ）
は繰り返し時間Ｔ、とＭＲ倍信号強度との関係を示すデ
ータ、第５図は診断用 ＭＨＩの一例の原理構成図、第
６図は磁気共鳴現象により情報を得る原理図である。 １・・・体動検出手段、６・・・レベル設定手段、７・
・・励起発生制御手段。 代理人 弁理士 則 近 憲 缶 周 大胡典男 第４図 （ｂ）
Claims (8)
- （１）磁気共鳴現象により誘起され、受信コイルにより
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
報を画像化する診断用磁気共鳴イメージング装置におい
て、非磁性体よりなる体動検出手段と、体動に応じた曲
線に予めレベルを設定するレベル設定手段と、このレベ
ル設定手段による設定レベル内にあるとき上記投影情報
の情報収集のための励起開始信号を発生する励起発生制
御手段とを備えたことを特徴とする診断用磁気共鳴イメ
ージング装置。 - （２）体動検出手段が非磁性体よりなるサーミスタを用
いたことを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の診断
用磁気共鳴イメージング装置。 - （３）体動検出手段が、エアバックと、エアバック内の
圧力変化を伝達するチューブと、このチューブにより伝
達された圧力変化を電気信号に変換する変換手段とを備
えたことを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の診断
用磁気共鳴イメージング装置。 - （４）体動検出手段が、体外に巻き付けた非磁性導電物
質を備え、この非磁性導電物質のインピーダンスが体動
により変化することを検出する装置を用いたことを特徴
とする特許請求の範囲第１項記載の診断用磁気共鳴イメ
ージング装置。 - （５）非磁性導電物質がＨｇ又はＺｎＣｌであることを
特徴とする特許請求の範囲第１項又は第４項記載の診断
用磁気共鳴イメージング装置。 - （６）励起発生制御手段が情報収集回数を選択する収集
回数選択装置を備えたことを特徴とする特許請求の範囲
第１項記載の診断用磁気共鳴イメージング装置。 - （７）励起発生制御手段が、所定期間内において第１の
信号は励起するだけで情報収集は行わないように設定し
たことを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の診断用
磁気共鳴イメージング装置。 - （８）レベル設定手段が、１以上のレベルを設定可能で
あることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の診断
用磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60181851A JPS6244231A (ja) | 1985-08-21 | 1985-08-21 | 診断用磁気共鳴イメ−ジング装置 |
| US06/897,311 US4719424A (en) | 1985-08-21 | 1986-08-18 | Magnetic resonance imaging system |
| DE19863628224 DE3628224A1 (de) | 1985-08-21 | 1986-08-20 | Magnetresonanz-abbildungssystem |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60181851A JPS6244231A (ja) | 1985-08-21 | 1985-08-21 | 診断用磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6244231A true JPS6244231A (ja) | 1987-02-26 |
Family
ID=16107931
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60181851A Pending JPS6244231A (ja) | 1985-08-21 | 1985-08-21 | 診断用磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6244231A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007301153A (ja) * | 2006-05-11 | 2007-11-22 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 医用画像撮影装置 |
| JP2009285283A (ja) * | 2008-05-30 | 2009-12-10 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒｉシステム |
-
1985
- 1985-08-21 JP JP60181851A patent/JPS6244231A/ja active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007301153A (ja) * | 2006-05-11 | 2007-11-22 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 医用画像撮影装置 |
| JP2009285283A (ja) * | 2008-05-30 | 2009-12-10 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒｉシステム |
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