JPH01230347A - 核磁気共鳴装置 - 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】 〔産業上の利用分野〕 この発明は、主として医療用核磁気共鳴装置、ことに高
磁場化により水素原子核以外の他核種への拡大が可能な
高磁場の核磁気共鳴装置（以下ＭＲＩ装置と称する）に
関する。

〔従来の技術〕

ＭＲＩ装置においては、均一磁場強度を現在の０．０５
′Ｆないし１．５Ｔから２Ｔ以上に高磁場化することに
よって水素原子核以外の核種、例えば３１Ｐ（りん）、
＋３Ｃ（炭素）、＋９］？（ふっ素）、”Ｎａ（ナトリ
ウム）などの核磁気共鳴が実用になると予想されており
、これによって人体の代謝機能に関する情報が得られる
と期待されるために、高磁場化されたＭＲＩ装置が次世
代のＭＲ＋装置として関心を集めている。

第２図は従来のＭＲＩ装置のマグネット部の概略を示す
斜視断面図であり、常電導均一磁場コイルを備えた例を
示したものである。図において、■は常電導導体でなる
４個のリング状コイルで構成されダブルへルムポルツと
称される均一磁場コイルであり、この均一磁場コイル１
に図示しない直流電源から直流電流を流すことによっ°
ζ均一磁場コイル１が包囲する中央の空間８に不均一・
成分が数ｐｐｍないし数ｉｏｐｐｍ稈度の高度に均一な
磁場を軸線方向に発生ずる。磁場空間８内には点線で示
す被検体７としての人体を包囲する絶縁筒４が設＋３ら
れ、その外周面には傾斜磁場コイル３が装着されている
。以下この空間は均一磁場となるため均一磁場空間とい
う。

ここで、均一磁場空間８内に軸線方向をＺ軸、軸線に垂
直な面内に直角座標Ｘ軸およびＹ軸を定義する。このと
き、傾斜磁場コイル３はＸ軸方向に対称な１組のくら型
コイル対からなるＸｌ１ＩＩ傾斜磁場コイル３Ｘと、Ｙ
軸方向に対称な１組のくら型コイル対からなるＹ軸傾斜
磁場コイル３Ｙと、絶縁筒４を包囲するリング状コイル
対からなるＺ軸傾斜磁場コイル３Ｚで構成される。傾斜
磁場コイル３は図示しない傾斜磁場電源から台形波パル
ス電流が供給されたとき、ｘ、ｙ、ｚ方向のスライス面
に垂直な方向に磁場の強度が直線的に変化する傾斜磁場
＋３Ｘ、ＢＹ、Ｂ、（、図には省略する）を発生する。

５は絶縁筒４の内側に均一磁場空間８を包囲するよう配
された全身用の高周波コイルであり、一対のくら型コイ
ルからなり、核磁気共鳴の角周波数ω。と等しい周波数
を有する電流を所定時間持続する高周波パルス電流によ
って間欠的に励磁されて例えばＸ軸方向に高周波磁場を
発生ずる。この高周波コイルは被検体７の水素原子核に
磁気共鳴を起こさせる角周波数ω。なる高周波磁場の送
信コイルであるとともに、磁気共鳴によって生じた共鳴
信号の受信：１イルとしても利用され、その出力信号は
断層面信号を再構成するイメージング回路に伝送される
。

上述した従来装置の均一磁場コイル１、高周波コイル５
、傾斜磁場コイル３が受は持つ機能は次の通りである。

均一磁場コイル１は被検体７を収納した均一磁場空間８
に磁場の強度がＢ。の高度に均一なＺ方向の均一・磁場
を発仕して、人体組成中の水素原子核を均一磁場方向に
配向させて磁化Ｍ、を発生さセるものであり、硼化Ｍ。

の大きさが均一磁場強度Ｉ３　ｏに比例するので、均一
磁場強度Ｂ。を高めることにより信号対雑音比の高い核
磁気共鳴借上を検出することが求められるとともに、原
子核固有の核磁気共鳴の角周波数ω。が均一磁場強度Ｂ
。と磁気回転比Ｔの積（ω。−一γＢ、）で決まるとい
う重要な属性を有する。

高周波コイル５はＸ軸方向の均一磁場に垂直な方向（例
えばＸ軸方向）に角周波数ω。に等しい高周波磁場Ｂ１
を加えることによってＢ。方向の磁化Ｍ。をＺ軸を歳差
軸とする歳差運動からなる核磁気共鳴を励起させ、磁化
Ｍ。の方向をＺ軸に対して９０°あるいは１８ｏ°回転
させるいわゆる９０”パルス、１８０°パルスを発生す
る機能を有しており、発生する高周波磁場はその周波数
が角周波数ω。に等しく、そのパルス幅が磁化Ｍ。を例
えば９０°回転させるに必要な時間に制御される。

傾斜磁場コイル３は均一磁場強度Ｂ。に注目する断層面
に垂直な方向に直線状に変化する傾斜磁場Ｂや、Ｂｖ、
Ｂｚなどを同時に印加することによって共鳴周波数ω。

に変化を与え、高周波磁場の周波数を特定の断面に共鳴
周波数に合わせることにより、特定の断面だけを選択的
に励起する機能を果たすものであり、台形パルスの形状
によってスライス特性が、パルス幅と傾斜磁場の強度に
よってスライスの）１さが決められる。

＝４− 〔発明が解決しようとする課題〕 前述の従来のＭＲＩ装置において、均一磁場強度Ｂ。を
０．１５Ｔとした場合、これに対応する水素原子核の共
鳴周波数ω。は約６．４Ｍ１（ｚであるが、均一磁場強
度Ｂ。を２Ｔに上げた場合には、共鳴周波数ω。は約８
５ＭＨｚと非常に高くなる。高周波コイル５で発生ずる
このような高周波磁場は人体内の電解質溶液中でうず電
流積を生起して体温を高めるという影響があるので、米
国などでは人体１　ｋｇに対する発熱量を０．４　Ｗ以
下とする規準値を設定して安全性を確保する対策が採ら
れている。

ところが、共鳴周波数が８５ＭＨｚとなる均一磁場強度
が２Ｔの均一磁場強度のＭＲＩ装置においては、人体の
発熱量が上記規準に達してしまい、したがって他核種へ
の拡大のために均一磁場強度を２Ｔ以上に」二げること
が困難な状況にあり、その解決が求められている。

また、周波数が高いために一定の高周波磁場を生起する
ための高周波電流を流すためには周波数に比例した電圧
の印加が必要なので高周波コイル５とその電源の容量が
過大になり１５ｋＷないし２０ｋＷに達するという設備
上の問題点が存在する。

この発明は、被検体に照射する高周波磁場を低くするこ
とにより高周波磁場の照射による被検体の加熱を回避す
るとともに高周波コイルとその電源の容量を過大ならし
めず、しかも感度が高く信号対雑音比の高い共鳴信号の
受信が行えるＭＲＩ装置を提供することを目的とする。

〔課題を解決するための手段〕

上記課題を解決するために、この発明によれば、所定の
空間に均一磁場を形成する均一磁場マグネットと、所定
の周波数の高周波磁場を被検体に照射するとともに前記
所定の周波数で核磁気共鳴した原子核が放出する共鳴信
号を受信する高周波コイルとでなるものにおいて、均一
磁場マグネットが時間的に周期性を持って正負に強度を
変化し、前記高周波磁場を照射する期間において、強度
の絶対値が小さい均一な磁場と、前記共鳴信号を受信す
る期間において、強度の絶対値が大きい均一・磁場から
なる交番磁場を形成させるものとする。

〔作用） この発明の構成において、核磁気共鳴周波数は原子核が
置かれる磁場強度に比例するので、均一磁場マグ不ｙ）
が生起する均一交番磁場の強度が小さい時点での核磁気
共鳴周波数は低いので、この低い核磁気共鳴周波数の高
周波磁場を送信装置で被検体に照射することによりこの
被検体内の原子核が核磁気共鳴を起こして磁化の歳差運
動の角度を所定の植装化させ、この後均一交番磁場の強
度が増大するにつれて原子核の磁化の歳差運動の角度を
保存しながら均一・交番磁場強度に比例して核磁気共鳴
周波数も高くなる。この核磁気共鳴周波数が高くなった
状態で共鳴した原子核が発信する共鳴信号としてのＦ　
Ｉ　Ｉ）信号もしくばスピンエコー信号を受信コイルで
受信すると、核磁気共鳴周波数の周波数が高いので高い
感度でかつ高いスペクトル分解能を有する受信信号を受
信することができる。

〔実施例〕

以下この発明を実施例に基づいて説明する。第１図はこ
の発明の実施例を示す均一交番磁場の波形と高周波磁場
照射や共鳴信号の受信の時間的関係を示すタイムチャー
ト図で、均一交番磁場波形１０は高周波磁場照射部１１
、均一交番磁場強度が増大する上昇部１２、共鳴信号を
受信する高周波信号受信部、下降部１４とからなり、下
降部１４は上昇部１２から符号が反対になる側の高周波
磁場照射部１５に連結し、これを繰り返すことにより均
一交番磁場波形１０は波形が正負交互に反復する交番磁
場である。

このような均一交番磁場波形１０は第２図の均一磁場コ
イル１に均一交番磁場波形１０と同一の波形の交番電流
を流すことにより生起する。高周波磁場照射部１１にお
いては、第２図の高周波コイル５に高周波電流としての
所定の周波数の高周波パルス２を所定の期間流すことに
より均一磁場空間８内に高周波磁場を生起し、この高周
波磁場により被検体７内の対象とする原子核に共鳴を起
こさせる。その際同時に第２図の傾斜磁場コイル３によ
り傾斜磁場を生起させることにより従来のＭＲＩ装置に
採用されている種々のパルスシーケンスに基づく高周波
パルスや傾斜磁場のかｉＪ方をこの実施例においても従
来技術と同様この高周波磁場照射部１１で行うことがで
きる。

高周波磁場照射部１１で共鳴した共鳴信号は高周波磁場
照射部１１の均一磁場強度であるＢ３に対応する周波数
であるが、上４部１２で均一磁場強度の値が連続的に増
大すると、原子核の共鳴周波数も増大して行くことにな
るので、高周波磁場照射部１１で共鳴した磁化もその共
鳴周波数を増大して行く。上昇部１２は共鳴の減衰信号
よりも充分小さい短い期間に高周波信号受信部１３に達
する。高周波磁場受信部１３の均一磁場強度ＢＲは前記
高周波磁場照射部１１の均一・磁場強度Ｂ　。

に比べ充分大きい値とし、この高周波信号受信部におい
て共鳴を起こしている磁化が発するＦｉＤ信号もしくは
スピンコ―コーを第２図の高周波パルスコイル５により
受信する。

高周波磁場照射部１１の均一磁場強度Ｂ、は低く設定し
であるので磁化の共鳴周波数も低く、たとえばＢ５どし
で０．０５′Ｆとすると水素原子核の核磁気周波数は約
２ＭＨｚであり、高周波磁場を人体に照射することによ
り生ずる問題が生ずることはない。

−・方、高周波信号受信部１３では磁化を共鳴させるた
めの高周波磁場の照射は行わないので均一磁場強度を高
くと、っても問題が生ずることはない上に、受信信号は
均一・磁場強度Ｂ　Ｒに対応した共鳴信号の周波数とし
′ζ受信されるので、受信感度がよいことから、信号対
雑音比の高いしかもスペクトル分解能の高い受信信号を
得ることができる。

高周波磁場照射部１１は所定の期間を一定の均一磁場強
度に維持するので、この間の高周波パルスの送信装置や
傾斜磁場コイルの電源装置などは従来の低磁場ＭＲＩ装
置のものをそのまま使用することができ、高周波信号受
信部１３も所要の期間を一定の均一磁場強度を一定に維
持するので、周波数が高い点は現在超電導ＭＲＩ装置で
均一磁場強度が２Ｔのもきが実用されているのに対して
、この発明では更に高い例えば４Ｔの高磁場も採用する
ことができるからこのような高周波信号の受イａのため
の受信装置を必要とするが、均一・磁場強度が４Ｔでの
共鳴周波数は水素原子核の場合で約１７０ＭＨｚ、この
ような高磁場におけるＭＲＩ装置で特に価埴の高くなる
３１１）（りん）の場合には約６９ＭＨｚと商用テレビ
の電波以下の周波数であるのでこのような周波数の共鳴
信号に対する受信装置は従来技術で充分実現可能のもの
である。

このように高周波磁場照射部１１と高周波信号受信部１
３との均一・磁場強度を−・定に維持する波形とするこ
とにより、高周波パルスを照射する際の高周波電源や傾
斜磁場電源、および高周波信号受信装置を従来のものそ
の才まもしくは単に周波数を高くするだけの変更で従来
技術を使用できるものにした。

第１図の均一交番磁場波形１０を発４［するだめの電源
は、従来の直流電源と異なり交番電流供給の必要がある
が、ごの交番電流供給電源は特に高周波磁場照射部１１
の均一磁場強度ＢＳと高周波信号受信部１３の均一磁場
強度Ｂ　、の値が所定の期間一定の値を保持するととも
にその値が繰り返し現れる際に変化しないという条件を
満足する必要があり、高度な電子回路技術を駆使するこ
とにより実現することができる。

第１図のような正負反転する均一交番磁場波形１０の波
形ではなく、脈流状の均一磁場を使用するごともできる
。この脈流状の均一磁場の波形は下降部が正負が反転し
た高周波磁場照射部に連結するのではなく、上昇部の前
の高周波磁場照射部と同じ均一磁場強度に連結するもの
で、均一磁場は正負が反転することなく高周波磁場照射
部の磁場強度ＢＳと高周波信号受信部の磁場強度ＢＲと
の間を往復する波形とする。このような脈流状の均一磁
場を採用すると、磁場の変化がＢ、とＢ。

との差であるので、均一・磁場コイルや傾斜磁場コイル
にかかる電磁力の変化が少ないことから機械的な振動の
影響を受けにくいＭＲＩ装置のマグネットとすることが
できる。一方、前述の正負反転する均一交番磁場とする
場合は、磁場の変化がＢ　、ｌの２倍となり脈流状均一
磁場の場合にくらべその変化量が２倍以上となるので均
一磁場コイルが受ける電磁力の変化は４倍以上となり機
械的振動の影響を受は易いという欠点があるが、正負が
反転するために磁化の方向が交互に反対になるので、繰
り返しによる磁化の大きさの漸次増加するという蓄積作
用が生じないので繰り返しの周期を小さくできることか
ら所定の回数繰り返して１枚断層像を得る際の所要時間
が短縮できるという利点がある。

更に均一・磁場として２つの値の異なる平坦部を持つ波
形の周期的変化となる交番磁場もしくは脈流磁場とする
のではなく、例えば正弦波状に変化するものでもよい。

正弦波交番磁場とすると、照射は磁場が零となったすく
後の均一磁場強度が小さい時点で高周波パルスを照射し
、波高値近傍の時点で高周波信号を受信する。また、正
弦波状に変化する脈流状均一磁場の場合は、均一磁場強
度が最も小さい波形の谷状部の近傍で高周波パルスを照
射し、均一交番磁場の場合と同じく脈流状均一磁場の波
高値近傍の時点で高周波信号を受信する。このように正
弦波状に変化する均一磁場を使用することにより、第１
図の実施例による均一交番磁場の波形に比べ均一磁場コ
イルの電源の製作が容易となる。一方、高周波磁場を照
射する時点では均一磁場強度が変化している時点である
ので、この均一磁場強度の変化に応じて周波数が変化す
る高周波パルスと磁場強度が変化する傾斜磁場となるよ
うなそれぞれの電源を容易する必要があるので、これら
の電源が第１図の実施例のように従来のものを使用する
方式に対して複雑になるという欠点がある。

〔発明の効果］ この発明は前述のように均一磁場の強度を周期的に変化
させ、磁場強度の小さい時点で被検体に所定の高周波パ
ルスを照射して低い周波数の核磁気共鳴を起ごさセるこ
とにより高周波パルスの周波数が高いために生ずる被検
体の加熱や被検体内の高周波磁場分布が不均一になると
いう問題が生ずることがなく、均一磁場強度を増大させ
ることにより核磁気共鳴を起こしている原子核の共鳴周
波数を士、昇さセ、この共鳴周波数が最大となる前記均
一・磁場強度の波高値近傍で周波数の上昇した共鳴信号
を受信装置で受信することにより、高い周波数の共鳴信
号を受信することができるので、受信感度がよく信号対
雑音比の高い信号であるとともにスベクＩ〜ル分解能の
高い受信信号を得ることができる。その結果、良好な断
層画像が得られるとともに３１Ｐ（りん）などの水素原
子核以外の原子核を対象とした画像を得ることができる
ことから、人体の代謝機能に関する情報が得られるとと
もに特に悪性腫瘍などを早期に発見する有力な医療機器
としてのＭＲＩ装置とすることができる。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明の実施例を示すタイムチャート図、第
２は従来の常電導ＭＲ［装置マグネットの斜視断面図で
ある。 ■・・・均一磁場コイル、２・・・高周波パルス、３・
・・傾斜磁場コイル、５・・・高周波コイル、７・・・
被検体、８・・・均一磁場空間、１０・・・均一交番磁
場、 １１．１５・・・・・・高周波磁場照射部、１２．１６
・・・」二昇部、 １３．１７・・・高周波信号受信部、 第（図

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. １）所定の空間に均一磁場を形成する均一磁場マグネッ
   トと、所定の周波数の高周波磁場を被検体に照射すると
   ともに所定の周波数で核磁気共鳴した原子核が放出する
   共鳴信号を受信する高周波コイルとでなるものにおいて
   、均一磁場マグネットが時間的に周期性を持って正負に
   強度を変化し、前記高周波磁場を照射する期間において
   、強度の絶対値が小さい均一な磁場と、前記共鳴信号を
   受信する期間において、強度の絶対値が大きい均一磁場
   からなる交番磁場を形成させることを特徴とする核磁気
   共鳴装置。