JPH0399633A - 核磁気共鳴イメージング装置 - 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】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、核磁気共鳴（以−臼ＮＭＲと略記する）現象
を利用して被検体の所望箇所を映像化する核磁気共鳴イ
メージング装置（以下、ＭＲＩと略記する）に関するも
ので、特に良好な画像を得られる傾斜磁場を発生する手
段を有するＭＲＩに関する。

［従来の技術］ ＭＲＩ装置は、ＮＭＲ現象を利用して被検体中の所望の
検査部位における原子核スピンの密度分布、緩和時間分
布等を被検体に損傷を与えることなく画像表示するもの
である。

この装置では、第１図に示す様に０．０２〜２テスラ程
度の静磁場を発生させる静磁場発生装置１の中に被検体
３０が置かれる。この時、被検体中の原子核スピンは静
磁場の強さによって決まる周波数で静磁場の方向を軸と
して歳差運動を行なう。この周波数をラーモア周波数と
呼び、原子核の種類毎に固有の値を持っている。

ここで、高周波コイル２によってラーモア周波数の高周
波電磁波を加えると、原子核スピンが励起され高いエネ
ルギー状態に遷移する。この高周波電磁波を打ち切ると
、原子核スピンはそれぞれの状態に応じた時定数でもと
の低いエネルギー状態にもどる。この時に放出される電
磁波（ＮＭＲ信号）を高周波コイル４で受信し、高周波
増幅器５で増幅後、直交位相検波器６を介してＡ／Ｄ変
換器７でデジタル化して中央処理装置８（以下、ｃｐｕ
）に送る。ｃｐｕでは、このデータを基に再構成演算し
、被検体の断層画像をデイスプレィ９に表示する。」１
記の高周波電磁波は、ＣＰＵにより制御されるシーケン
＝３ す１０が送り出す信号を変調器１１を介して高周波増幅
器３によって増幅したものを高周波コイル２に送ること
で得られる。

ＭＲＩ装置においては以上の静磁場と高周波電磁波の他
に、原子核スピンの空間的位置情報を得るための傾斜磁
場が必要である。この傾斜磁場を作るために傾斜磁場コ
イル群２１を備えている。これらは、静磁場発生装置１
と被検体３０との間に設置した直交座標Ｘ、　Ｙ、　７
．の３方向に対応する３組のコイル対からなっている。

ただし、このブロック図では、見易さのために３組の傾
斜磁場コイルを分けずに示しである。これらの傾斜磁場
コイルは、ＣＰＵにより制御されるシーケンサからの信
号で動作する傾斜磁場電源２０から電流を供給され、傾
斜磁場を発生する。当然のことながら３組のコイルはそ
れぞれ、独立に制御されている。

」二連した静磁場発生装置１を構成する方法としては、
現在のところ超電導磁石、常電導磁石、永久磁石の３種
類がある。このうち永久磁石を用いる方法は漏洩磁場が
少ない、装置の維持が容易でありそれに要する費用も格
別に安い、装置を設置するための環境条件が緩いなどの
多くの利点を持ち、広く利用されている。

永久磁石を用いたＭＲＩ装置においては、磁場の均一性
を高めるために磁石の一端に中央部のくぼんだ磁極片を
取り付け、それらで囲まれる空間内に均−且つ強力な静
磁場を発生させる。

先に述べた傾斜磁場コイル２１は普通この窪みの中に設
置するので、傾斜磁場コイルと磁気回路は非常に密着し
ている。このために傾斜磁場コイルに電流を流すと、傾
斜磁場コイルの抵抗により熱が発生し永久磁石の温度が
上昇する。

一般に永久磁石は温度が上昇すると、その磁場強度が可
逆的に減少する。従って、撮影のために傾斜磁場コイル
に電流を流すことによって、撮影時間中に静磁場強度が
変動してしまう。この変動によりボケや歪みが発生する
ために、良好な画像を得ることができなくなる。

［発明が解決しようとする課題］ 上記したように従来の技術では、画像撮影中に傾斜磁場
コイルの発熱により永久磁石の温度が変動し、静磁場強
度が変化するために画像に様々な悪影響を及ぼすという
問題があった。

本発明は上記事情を鑑みてなされたものであり、画像撮
影中における静磁場強度の変化が再構成画像に与える影
響を無視できる程度に小さくしたことを特徴とするＭＲ
Ｉ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］ 上記目的は、永久磁石の熱容量をＱ［、Ｊ／Ｋ］、傾斜
磁場コイルと永久磁石間における熱の伝導の割合をＳ（
ただし、０≦Ｓ≦１）、永久磁石の磁場強度が温度に依
存する割合を示す係数をＣ［％／Ｋ］、所定のパルスシ
ーケンスにおいて再構成画像に劣化を来さない静磁場の
変動量の上限値をΔＢｍａｘｘ［Ｔ］　、静磁場強度を
Ｂ、　［Ｔ］　、撮像に要する時間をｔ　［ｓ］とする
時、撮影時間中の傾斜磁場コイルによる単位時間当りの
発熱量Ｐ　［Ｗ］を次式を満足するように選択すること
で達成できる。

Ｐ≦ΔＢ、、ａｘＸＱ／　［ＢｏＸ　（Ｃ／１００）ｘ
ｓｘｔ） ［作用］ 上記のように傾斜磁場コイルによる発熱量を抑制する′
ことで、磁気回路の温度上昇は抑えられ、撮影時間中の
静磁場強度の変化は撮影画像に劣化を来さない値以下に
保持することができる。それによって、画像に対する悪
影響が取り除かれ高品質の画像が得られる。

［実施例］ 以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する
。

永久磁石を用いたＭＲＩ装置の一般的な構成例を第２図
に示す。第２図（ａ）は正面図、第２図（ｂ）は斜視図
である。図において２５はそれぞれ静磁場を発生するた
めの永久磁石対で、これらは各々の一端で板状継鉄２７
に取付けられ磁気回路を構成している。柱状継鉄２８は
板−７＝ 状継鉄２７を支持すると共に、磁束の流れを閉じる働き
をしている。また、永久磁石２５の逆の一端には磁場の
均一性を高めるために磁極片２６を取り付け、それらで
囲まれる空間内に均−且つ強力な静磁場を発生させる。

先に述べた傾斜磁場コイル２１は、被検体３０の挿入さ
れる空間を広く取るために上述した磁極片２６が形成す
る窪みの中に設置するのが合理的である。この構造に関
しては、すでに特開昭６３−６５８４８号において述べ
られている。

画像を撮影する際には傾斜磁場コイル２１に電流を流す
ことによって傾斜磁場を発生させるが、この電流によっ
て傾斜磁場コイルが発熱する。傾斜磁場コイルは前記し
たように磁気回路に非常に密着して取付けられているの
で、この発熱によって永久磁石の温度が」１昇する。永
久磁石の温度の上昇量は永久磁石の熱容量（Ｑ［Ｊ／Ｋ
］　）、傾斜磁場コイルで発生する単位時間当りの熱量
（Ｐ　［Ｗ］　）　、撮影時間（（。

［Ｓ］）、及び傾斜磁場コイルと永久磁石間の熱の伝導
の割合（Ｓ；ただし、０≦Ｓ≦１）によって決定される
。

永久磁石の熱容量は、永久磁石の比熱と重量の積によっ
て決定される。一方、傾斜磁場コイルでの発熱量は傾斜
磁場コイルの抵抗とそれに流れる電流量、即ち撮影のパ
ルスシーケンスによって駆動される傾斜磁場コイルの動
作で定まる。参考のためにいわゆるスピンエコー法と呼
ばれる撮影シーケンスの概略を第３図に示す。

図中でＲＦ４０は高周波電磁波、５１ｇ４１はＮＭＲ信
号を表している。また、傾斜磁場はスライス選択４２、
周波数読みだし４３、位相読みだし４４の３方向にそれ
ぞれ用いられる。この図でも判るようにそれぞれの傾斜
磁場コイルに別々のタイミングでパルス的な電流が流れ
る。

従って、傾斜磁場コイルの発熱を考える際には、３方向
のコイルの撮影時間を通しての平均的な発熱の総和で考
えるのが良い。

又、傾斜磁場コイルと磁気回路は一般に非常に接近して
取付けられているため、それらの間に熱的な遮蔽物を挿
入することは困難である。

さらに、磁気回路は外部環境の温度変化を受けにくいよ
うに傾斜磁場コイルを含めて何らかの保温対策を施して
いるのが普通である。従って、長い時間でみると傾斜磁
場コイルで発生した熱のかなりの部分が永久磁石に伝わ
ると考えて良い。

ここで、永久磁石の磁場強度が温度に依存する割合を示
す係数をＣ［％／Ｋ］とすると、撮影中に傾斜磁場コイ
ルの発熱により引き起こされる静磁場の変化量（ΔＢ、
　［Ｔ］　）は次の式％式％ ） （１） ただし、Ｂ０［Ｔ］は静磁場の強度。

ここで実際にＭＲＩの磁気回路に使用できる永久磁石材
料の温度依存係数（Ｃ）を以下に示す。

フェライト磁石　　　　−０，１８％／ＫＮｄ−Ｆｅ−
Ｂ磁石　　−〇、１２％／に希土類コバルト系磁石　−
０，０３％／にこのうち、フェライト磁石は原価が安価
なことから、又、Ｎｄ−Ｆｅ−Ｂ系磁石は強力な磁場を
発生できることからＭＲＩの磁気回路に多く用いられて
いる。しかし、」１記の数値からも判るようにこれらの
永久磁石材料は大きな温度係数を持っている。例えば、
０．１Ｔの静磁場を発生しているフェライト磁石の温度
がＯ０］−に変っただけでも、静磁場強度は１８μＴも
変化してしまう。

一方、撮影中に静磁場強度が変化することによって画像
が受ける影響は、パルスシーケンスの種類、或いはその
撮影パラメータによって異なる。しかし種々の撮像実験
の結果、いわゆるスピンエコー法で２μＴ程度、グラデ
イエンドエコー法では０．　５μＴ程度の僅かの静磁場
の変化でも画像に悪影響が現われることが判った。

従って、許容できる静磁場の変動量をΔＢ　ｆｆｉ　ｌ
　Ｋ１− ［Ｔ］とすると、良好な画像を得るためには、撮影時間
中における傾斜磁場コイルの単位時間当りの発熱量Ｐを
次式で決まる値以下に制限することが必要である。

Ｐ≦ΔＢｍ、、ＸＱ／ ［ＢｏＸ　（Ｃ／１００）×Ｓ×ｔ］・・・（２）上式
で係数Ｃは使用する永久磁石によって決まってしまう定
数である。又、静磁場の強度と使用する永久磁石の種類
及び磁気回路の構造が決まれば、使用する永久磁石の量
は自ずとある範囲内に定まってくる。従って、熱容量Ｑ
（即ち、比熱×永久磁石の重量）の値もある範囲内にな
る。すなわち、以上のファクターは、ＭＲＩ装置を設計
する上で余り自由に選択できるものではない。

又、許容できる静磁場の変動量ΔＢ。８、及び撮影時間
ｔについても、上述したように撮影のシーケンスが決ま
れば確定してしまうものである。

傾斜磁場コイルの発熱量が画像に影響しない２− ようにするためには、　（２）式の右辺を大きくすれば
良い。しかし、以上で述べたように装置の構造によって
大きく変えることのできるファクターは、傾斜磁場コイ
ルと永久磁石間の熱の伝導の割合Ｓだけである。しかも
、この値も先に述べたように装置の構造上、余りＯに近
づけることはできない。従って、装置の構造によって決
まる（２）式の右辺に応じて傾斜磁場コイルでの消費電
力を制限することが、高品質な画像を得るために重要と
なる。撮影シーケンスによって傾斜磁場コイルの発熱量
の上限値は変るが、どの場合にも最良の画像を得るため
には当然それらのうちの最低値を採用することになる。

従来の装置では、以上に述べた永久磁石の温度変化によ
る静磁場の変動を考慮していなかったために、画像に歪
みやボケが発生し正確な読影の妨げとなっていた。

［発明の効果］ 本発明によれば、静磁場発生用の磁気回路の温度変化を
最小に抑えることができるので、種々の悪影響が撮影画
像に及ぶのを防ぐことかでき、良質の画像を得ることが
できる。

【図面の簡単な説明】

第１図は核磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示す
図、第２図（ａ）及び（ｂ）は永久磁石を用いたＭＲＩ
装置の一般的な構成例を示す正面図と斜視図、第３図は
スピンエコー法のパルスシーケンスの概略を説明するた
めのタイムチャート。 符号の説明

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 被検体に静磁場を与えるために永久磁石を用いて構成さ
   れた手段と、前記被検体に傾斜磁場を与える手段と、前
   記被検体の組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を
   起こさせるために高周波電磁波を与える手段と、前記核
   磁気共鳴により発生する信号を検出する核磁気共鳴信号
   検出手段と、前記核磁気共鳴信号を用いて画像再構成演
   算を行なう演算手段とを備えてなる核磁気共鳴イメージ
   ング装置において、 撮影を行う時間の間に前記傾斜磁場を与える手段におい
   て発生する単位時間当りの熱量をＰ［Ｗ］、前記永久磁
   石の熱容量をＱ［Ｊ／Ｋ］、前記傾斜磁場を与える手段
   と前記永久磁石間における熱の伝導の割合をＳ（ただし
   、０≦Ｓ≦１）、前記永久磁石の磁場強度が温度に依存
   する割合を示す係数をＣ［％／Ｋ］、所定の撮像法にお
   いて再構成画像に劣化を来さない静磁場の変動量の上限
   値をΔＢ＿ｍ＿ａ＿ｘ［Ｔ］、静磁場強度をＢ＿０［Ｔ
   ］、撮像に要する時間をｔ［ｓ］とする時、ＰがΔＢ＿
   ｍ＿ａ＿ｘ×Ｑ／〔Ｂ＿０×（Ｃ／１００）×Ｓ×ｔ〕
   以下となることを特徴とする核磁気共鳴イメージング装
   置。