JPH0523318A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を用いて被検体の断層
像を得るＭＲＩ装置において、周波数ロック，受信コイ
ルの同調，高周波パルスの強度調整に要する時間を短縮
し、検査効率の向上を計る。 【構成】寝台２２上の被検体７における撮影部位を設定
し（ステップ１１）、その撮影部位を静磁場中心へ移動
し（ステップ１２）、高周波パルスの周波数を逐次変化
させ、それらの磁気共鳴信号のピークとなる周波数（中
心周波数）を求め（ステップ１３）、次に前記周波数に
よりスピンを励起して受信コイル系の可変容量ダイオー
ド２３の容量を可変制御して、受信コイルの同調を行い
（ステップ１４）、その後、９０゜，１８０゜高周波パ
ルス照射のために送信コイルへ流す電流の最適値化を行
う（ステップ１５）。以上の各ステップを本計測に先立
って自動的に行う。 【効果】従来はステップ１３〜１５を計測毎に行ってい
たが、本発明では、本計測に入る前に行うだけであるの
で、計測時間が短かくできる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴現象を利用し
て被検体の断層画像を得る磁気共鳴イメージング装置
（以下、ＭＲＩ装置と称す。）において、画像化される
信号を計測するに先立って磁気共鳴現象の中心周波数，
受信系の同調回路の同調点，高周波磁場の調整を自動的
に行うようにしたＭＲＩ装置に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩ装置は、核磁気共鳴（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（以下、スピンと称す。）の密度分布，緩和時
間分布等を計測して、その計測データから画像再構成を
行い、被検体の断面を画像表示するものである。

【０００３】この装置では、図３に示すように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
４の中に、少なくとも体軸方向に移動可能な寝台２２の
上に被検体７が置かれる。この時、被検体中のスピンは
静磁場の強さＨ₀ 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
波数と呼ぶ。ラーモア周波数ν₀ は、 ν₀＝γ／２π・Ｈ₀ …(1) で表わさせる。ここで、γは磁気回転比で原子核の種類
毎に固有の値を持つ。また、ラーモア歳差運動の角速度
をω₀ とすると、 ω₀＝２πν₀ …(2) の関係があるため、 ω₀＝γＨ₀ …(3) で与えられる。

【０００４】ここで、高周波照射コイル１１によって計
測しようとする原子核のラーモア周波数ν₀ に等しい周
波数の高周波磁場（電磁波）を加えると、スピンが励起
され高いエネルギー状態に遷移する。この高周波磁場を
打ち切ると、スピンはもとの低いエネルギー状態に戻
る。このときに放出される電磁波を高周波受信コイル１
４で受信し、増幅器１５で増幅し、直交位相検波器１６
で波形整形した後、Ａ／Ｄ変換器１７（以下、ＡＤＣと
称す。）でデジタル化して中央処理装置１（以下、ＣＰ
Ｕと称す。）に送る。ＣＰＵ１では、このデータを基に
画像再構成演算し、この演算されたデータが被検体７の
断層画像としてディスプレイ１８に表示される。上記の
高周波磁場は、ＣＰＵ１により制御されるシーケンサ２
が送り出す信号を高周波送信コイル用増幅器１０によっ
て増幅したものを高周波送信コイル１１に送ることで得
られる。

【０００５】ＭＲＩ装置においては、以上の静磁場４と
高周波磁場の他に、空間内の位置情報を得るための傾斜
磁場を作るために傾斜磁場コイル群１３を備えている。
これらの傾斜磁場コイル１３は、シーケンサ２からの信
号で動作する傾斜磁場コイル用電源１２から電流を供給
され、傾斜磁場を発生するものである。ここで、ＭＲＩ
装置の撮影原理を述べておく。図１０（ａ）に示すよう
にＺ方向の静磁場Ｈ₀ 中に置かれた原子核は、古典物理
学的に見ると１個の棒磁石のように振舞い、先に述べた
ラーモア周波数ν₀ でＺ軸の回りに歳差運動を行なって
いる。この周波数は前記(2）式で与えられ、静磁場の強
度に比例している。(1）式及び(3）式におけるγは磁気
回転比と呼ばれ、原子核に固有の値を持っている。一般
には測定対象の原子核は膨大な数にのぼり、それぞれが
勝手な位相で回転しているために、全体で見るとＸ−Ｙ
面内の成分は打ち消しあい、Ｚ方向成分のみの巨視的磁
化が残る。この状態でＸ方向にラーモア周波数ν₀ に等
しい周波数ｆ₀ の高周波磁場Ｈ₁ を印加する（図１０
（ｂ））と、巨視的磁化はＹ方向に倒れ始める。この倒
れる角度はＨ₁ の振幅と印加時間との積にほぼ比例し、
パルス印加時点に対し９０゜倒れる時のＨ₁ を９０゜パ
ルス、１８０゜倒れるときのＨ₁ を１８０゜パルスと呼
ぶ。

【０００６】さて、現在ＭＲＩ装置による撮影で一般的
に用いられている方法に２次元フーリェイメージング法
がある。この方法のうち代表的なスピンエコー法の模式
的なパルスシーケンスを図９に示す。このパルスシーケ
ンスでは、まず、９０゜パルス２５を印加した後、エコ
ー時間をＴｅとしたときＴｅ／２の時間後に１８０゜パ
ルス２６を加える。９０゜パルス２５を加えた後（図１
０（ｂ））、各スピンはそれぞれに固有の速度でＸ−Ｙ
面内で回転を始めるため、時間の経過とともに各スピン
間に位相差が生じる。ここで１８０゜パルス２６が加わ
ると、各スピンはｘ′軸に対称に反転し、その後も同じ
速度で回転を続けるために時刻Ｔｅでスピンは再び集束
し、エコー信号３０を形成する。

【０００７】上記のように信号は計測されるが、断層画
像を構成するためには信号の空間的な分布を求めねばな
らない。このために線形な傾斜磁場を用いる。均一な静
磁場に傾斜磁場を重畳する事で空間的な磁場勾配ができ
る。先にも述べたようにスピンの回転周波数は磁場強度
に比例しているから傾斜磁場が加わった状態において
は、各スピンの回転周波数は空間的に異なる。従って、
この周波数を調べることによって各スピンの位置を知る
ことができる。この目的のために、位相エンコード傾斜
磁場２８，周波数エンコード傾斜磁場２９が用いられて
いる。

【０００８】以上に述べたパルスシーケンスを基本単位
として、位相エンコード傾斜磁場２８の強度を毎回変え
ながら一定の繰り返し時間（ＴＲ）毎に、所定回数、例
えば２５６回繰り返す。こうして得られた計測信号を２
次元逆フーリェ変換することで巨視的磁化の空間的分布
が求められる。以上の説明において、３種類の傾斜磁場
は互いに重複しなければ、Ｘ，Ｙ，Ｚのいずれであって
もよく、或いはそれらの複合されたものであっても構わ
ない。以上のＭＲＩ基本原理に関しては、「ＮＭＲ医
学」（基礎と臨床）（核磁気共鳴医学研究会編，丸善株
式会社，昭和５９年１月２０日発行）に詳しい。

【０００９】ところで、上記の如くＮＭＲイメージング
を行うに際しては、磁気共鳴信号の中心周波数の探索，
受信コイルの同調，高周波磁場強度の調整を行う必要が
ある。ここで、先ず、中心周波数探索（以後、周波数ロ
ックと略す。）について説明する。式(3）により静磁場
Ｈ₀ と共鳴周波数ｆ₀ は比例する。このため、静磁場Ｈ
₀ が変化しなければｆ₀ は一定であることがわかる。し
かし、通常、さまざまな原因により静磁場の大きさはわ
ずかずつであるが変化している。このため、共鳴周波数
もわずかずつ変化していることになる。そこで、本計測
に先立ち高周波磁場の周波数を順次変化させながら磁気
共鳴信号を得る（図５参照）。図５において、計測信号
が最大の点の周波数ｆ₀ を共鳴周波数とする。

【００１０】次に、受信コイルの同調について図７及び
図８を用いて説明する。受信回路１４は、図８に示すよ
うにキャパシタ２４，可変容量ダイオード２３，受信コ
イル１４で共振回路を構成して、磁気共鳴周波数ｆ₀ の
信号を受信している。受信回路１４の共振回路は被検体
７の容量に影響を受ける。このため、被検体７あるいは
検査部位が変わったら同調しなおさなければならない。
受信コイルの同調には、可変容量ダイオード２３の容量
を電圧により制御する。そこで、本計測に先立ち上記周
波数ロックを行った状態で上記の如く可変容量ダイオー
ド２３を制御しつつ、磁気共鳴信号を得る（図７参
照）。図７で計測信号が最大の点の可変容量ダイオード
２３の印加電圧Ｖｘを本計測時、印加するようにする。

【００１１】次に、被検体に照射される高周波磁場の強
度の調整（以下、照射強度調整と略す。）について説明
する。前記したように巨視的磁化を９０゜倒す高周波磁
場を９０゜パルスと呼ぶが、照明系にとって、被検体７
は負荷になる。このため、被検体７が変わると、９０゜
パルスのために照射コイル１１に流す電流は、変化させ
なければならない。ここで、前記したスピンエコー法に
おいて、例えば、90゜パルスを印加したときのスピンの
倒れ角が８０゜に、１８０゜パルスのときのそれが１６
０゜になったとする。そのとき、受信される磁気共鳴信
号は、９０゜，１８０゜パルスの時に受信される磁気共
鳴信号より小さくなる。緩和現象を考慮しなければ９０
゜，１８０゜パルスの時、磁気共鳴信号は、最大にな
る。この最大点を求めるために、照射コイル１１に流す
電流を変えながら磁気共鳴信号を得、そして、その共鳴
信号が最大となったときの電流を計測し、それを本計測
時に用いるようにする。

【００１２】ここで、従来の撮像方法の手順について、
図４を用いて、説明する。図４は、撮像手順の流れを示
したものである。被検体を少なくとも体軸方向に移動可
能な寝台２２に載せ、ライトローカライザ（光学的位置
決め装置）などにより、被検体の撮像部位の中心を決定
する（ステップ４１）。次に、前記撮影部位の中心を静
磁場中心に移動する（ステップ４２）。次に、様々な撮
像条件を決定し、計測開始の釦を押す（ステップ４
３）。その後、前計測（ステップ４４〜４６）が行わ
れ、本計測（ステップ４７）が行われ、画像を作成す
る。さらに、画質の異なる画像が必要な場合（ステップ
４８）は、撮像条件，位置等を決定後、計測開始釦（ス
テップ４３）を押す。このように、計測を行うために
は、計測開始釦を押し、毎回、前計測を行い本計測を行
っていた。

【００１３】

【発明が解決しようとする課題】従来は、上記のよう
に、計測に先立ち行う周波数ロック，受信コイルの同調
等を各計測毎に行っていたため、各計測の前計測時間が
長時間に及び被検体すなわち患者を拘束する時間が長
く、苦痛となるだけでなく、体動によるアーチファクト
等、画質劣化を引き起こしていた。また、スループット
向上の障害となっていた。

【００１４】本発明は、これらを解決し、被検体を設定
後、自動的に周波数ロック，受信コイルの同調等を行
い、各計測毎には、周波数ロック，受信コイルの同調等
を行わないことにより患者の拘束時間を短縮させ、スル
ープットを向上することを目的とする。

【００１５】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、周波数ロック，受信コイルの同調等を各計測毎に行
うのではなく、患者を静磁場中心に設定したときに１度
自動的に行うような手段を設けたものである。

【００１６】

【作用】本発明によれば、従来は計測に先立ち行う周波
数ロック，受信コイルの同調等を各計測毎に行っていた
ため、各計測の前計測時間が長時間に及び被検体すなわ
ち患者を拘束する時間が長く、苦痛となるだけでなく、
体動によるアーチファクト等、画質劣化を引き起こして
いた。また、スループット向上の障害となっていた。本
発明は、これらを解決し、被検体を設定後、自動的に周
波数ロック，受信コイルの同調等の前計測を行い、各計
測毎には、周波数ロック，受信コイルの同調等を行わな
いことにより患者の拘束時間を短縮させ、スループット
を向上することができる。

【００１７】

【実施例】以下、本発明の一実施例を図１，図２，図３
により説明する。磁気共鳴イメージング装置は、図３に
も示すように、大別すると、中央処理装置（ＣＰＵ）１
と、シーケンサ２と、送信系３と、静磁場発生磁石４
と、受信系５と、画像表示記憶系６とを備えている。中
央処理装置（ＣＰＵ）１は、予め定められたプログラム
に従ってシーケンサ２，送信系３，受信系５，画像表示
記憶系６の各々の制御及び受信系５の出力データを用い
て画像再構成を行うものである。シーケンサ２は、中央
処理装置１からの制御指令に基づいて動作し、被検体７
の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系
３，静磁場発生磁石４の傾斜磁場発生系２１，受信系５
に送るもの、送信系３は、高周波発信器８と変調器９と
高周波コイルとしての照射コイル１１を有し、シーケン
サ２の指令により高周波発信器８からの高周波パルスを
変調器９で振幅変調し、この振幅変調された高周波パル
スを高周波増幅器１０を介し増幅して照射コイル１１に
供給することにより、所定のパルス状の電磁波を被検体
７に照射するもの、静磁場発生磁石４は、被検体７を収
容する所定の空間領域に均一な静磁場を発生させるため
ものである。この静磁場発生磁石４の内部には、照射コ
イル１１の他、静磁場内の複数方向へ傾斜磁場を発生さ
せる傾斜磁場コイル１３と、受信系５の受信コイル１４
が設置されている。傾斜磁場発生系２１は互いに直交す
る複数方向のデカルト座標軸方向にそれぞれ独立に傾斜
磁場を発生する傾斜磁場コイル１３へ電流を供給する傾
斜磁場電源１２とにより構成する。

【００１８】受信系５は、受信コイル１４と、この受信
コイル１４に接続された増幅器１５と、直交位相検波器
１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とを有し、被検体７からのＮ
ＭＲ信号を受信コイル１４で検出し、その信号を増幅器
１５で増幅した後、直交位相検波器１６により二系列の
収集データに変換し、それらのデータをシーケンサ２の
指令によるタイミングでデジタル量に変換して中央処理
装置１へ送るもの、画像表示記憶系６は、磁気ディスク
２０，光ディスク１９等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等か
らなるディスプレイ１８とを有し、受信系５からのデー
タが中央処理装置１に入力されると、中央処理装置１が
信号処理，画像再構成等の処理を実行し、その結果の被
検体７の所望の断面像をディスプレイ１８に表示すると
ともに、外部記憶装置の磁気ディスク２０等に記録する
ようになっている。

【００１９】次に図１を用いて、本発明の一実施例の撮
像の流れを説明する。被検体７を少なくとも体軸方向に
移動可能な寝台２２に載せ、図示を省略したライトロー
カライザ（光学的位置決め装置）などにより、被検体７
の撮像部位の中心を決定する（ステップ１１）。次に、
前記撮像部位の中心を静磁場中心へ移動する（ステップ
１２）。その後、周波数ロック（ステップ１３），受信
コイルの同調（ステップ１４），照射強度調整（ステッ
プ１５）を行う。そして、撮像条件を決定し計測開始の
釦を押す（ステップ１６）。計測開始釦を押すと、本計
測（ステップ１７）が行われ、計測データに基づく画像
が作成される。なお、画質の異なる画像が必要な場合
は、撮像条件，位置等を変更後、再度計測開始釦を押
す。この場合、照射強度調整は、被検体７による変化は
少ないため、省略しても良い。

【００２０】次に、図２を用いて、本発明の他の実施例
を示す。図２は、本発明の他の実施例の撮像の流れを示
したものである。図１に示す実施例と同様に、被検体７
を少なくとも体軸方向に移動可能な寝台２２に載せ、ラ
イトローカライド（光学的位置決め装置）などにより、
被検体７の撮像部位の中心を決定する(ステップ２１)。
次に、前記撮像部位の中心を静磁場中心に移動する（ス
テップ２２）。その後、周波数ロック（ステップ２
３），受信コイルの同調（ステップ２４），照射強度調
整（ステップ２５）を行う。そして、撮像条件を決定し
計測開始釦を押す（ステップ２６）。その後、計測毎に
ステップ２７で周波数ロックを行う。ここで、行う周波
数ロックは、被検体７を設定時に周波数ロックを行って
いるため周波数可変範囲を狭く行う、つまりステップ２
３での周波数ロックより短い時間で行うことが可能とし
た。その後、本計測（ステップ２８）が行われ、画像を
作成する。さらに、画質の異なる画像が必要な場合は、
撮像条件，位置等を決定後、計測開始釦を押す。この場
合、照射強度調整は、被検体７による変化は少ないた
め、省略しても構わない。

【００２１】

【発明の効果】本発明によれば、被検体を設定後、自動
的に周波数ロック，受信コイルの同調，照射強度調整を
行い、各計測毎には、周波数ロック，受信コイルの同
調，照射強度調整を行わないようにしたもので、患者の
拘束時間を短縮させ、スループットを向上する効果があ
る。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施例の撮像処理のフローチャー
ト。

【図２】本発明の他の一実施例の撮像処理のフローチャ
ート。

【図３】本発明を適用する磁気共鳴イメージング装置の
構成を示すブロック図。

【図４】従来装置で行われていた撮像処理のフローチャ
ート。

【図５】周波数ロック時の高周波磁場の周波数と磁気共
鳴信号の関係を示す図。

【図６】高周波磁場強度調整時の照射コイルに流す電流
と磁気共鳴信号の関係を示す図。

【図７】受信コイル同調時の可変容量ダイオードへの印
加電圧と磁気共鳴信号の関係を示す図。

【図８】受信コイルの模式的等価回路図。

【図９】スピンエコー法のパルスシーケンスを示す図。

【図１０】スピンの挙動を説明する図。

【符号の説明】

２ シーケンサ ７ 被検体 ８ 高周波発信器 １１ 照射コイル １４ 受信コイル ２２ 寝台 ２３ 可動容量ダイオード ３０ エコー信号

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁵ 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 9118−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/06 Ｆ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 【請求項１】被検体に静磁場を与える手段と、前記被検
   体にスライス方向傾斜磁場，周波数エンコード傾斜磁場
   及び位相エンコード傾斜磁場及び前記被検体の組織を構
   成する原子の原子核に磁気共鳴を起こさせる高周波パル
   スをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する手
   段と、磁気共鳴信号を検出する受信コイルを含む受信手
   段と、前記検出信号に基づいて診断に供する再構成画像
   を得る手段を備えた磁気共鳴イメージング装置におい
   て、被検体を静磁場中心に設定後、本計測に先立ち自動
   的に、磁気共鳴信号の中心周波数を求めるとともに求め
   られた中心周波数の下で前記受信コイルの同調を行う手
   段と、前記高周波パルスの強度調整を行う手段とを備え
   たことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。