JPH055497B2

JPH055497B2 -

Info

Publication number: JPH055497B2
Application number: JP61253218A
Authority: JP
Inventors: Masaru Tezuka; Kinya Matsutani
Original assignee: Tokyo Shibaura Electric Co Ltd
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1986-10-24
Filing date: 1986-10-24
Publication date: 1993-01-22
Also published as: JPS63105750A

Description

【発明の詳細な説明】［発明の目的］（産業上の利用分野）本発明は磁器共鳴現象を利用し、被検体の特定
な原子核として例えば水素原子核、リン原子核等
のスピン密度分布、あるいは緩和時間分布、スペ
クトロスコピーを、被検体の外部から無侵襲に測
定して断面像情報を得る磁気共鳴イメージング装
置の運転方法に関するものである。

（従来の技術）第３図は、この種の磁気共鳴イメージング装置
を示すものである。

第３図において、被検体、すなわち患者１は、
ベツド２の上に固定される。この患者１を取り囲
んで、高周波送受信コイル（以下RFコイルと称
する）３、さらにその外周に磁場補正コイル（以
下、シムコイルと称する）４、傾斜磁場コイル
（以下、グラジエントコイルと称する）５が、そ
れぞれ配置されている。そして、これら全てのコ
イル系は、大型の全身用マグネツト６の常温ボア
ー７の内部に収納されている。ここで、全身用マ
グネツト６としては、超電導、常電導、永久磁石
のいずれかが使用される。

この全身用マグネツト６は、励磁電源８によ
り、電流リード９を介して励消磁される（永久磁
石方式の場合は、これは不要）。なお、超電導方
式の場合は、永久電流モードで運転されるため
と、冷媒である液体ヘリウム消費量を低減させる
ために、通常は、電流リード９は励磁後に取外し
て、常に磁場が発生している状態となつている。
通常、この静磁場の方向は、多くのマグネツトで
は図示の１０方向、すなわち患者体軸方向であ
る。

一方、グラジエントコイル５は、Ｘ軸方向の磁
界傾斜を与えるGXコイル、Ｙ軸方向のGYコイ
ル、Ｚ軸方向のGZコイルにより構成され、励磁
電源１１に接続されている。この励磁電源１１
は、中央制御装置１２に接続されている。

また、RFコイル３は、送信コイルと受信コイ
ルにより構成され、それぞれRF発振装置１３、
RF受信装置１４に接続され、これらはさらに中
央制御装置１２に接続されている。

さらに、中央制御装置１２には、表示、操作盤
１５が接続され、これにより運転操作される。な
お、図中１７はシムコイル４の励磁電源である。

次に、上記のように構成された磁気共鳴イメー
ジング装置の動作について述べる。

いま、患者１の全身断層画像を得るためには、
磁界均一空間（通常は40〜50cm球）１６内の磁
場、例えばプロトンイメージングの場合なら、
50ppm以下の均一度が要求される。しかしなが
ら、マグネツトのみによる40〜50cm球内の均一度
は、せいぜい数百ppmにしかならない。そこで、
これを上記のような高均一度とするために、磁場
補正用のシムコイル４が使用される。

このような磁場均一空間１６内に、患者の診断
部位をもつてくる。そして、静磁場１０と直角方
向に、RF発振装置１３、RFコイル３により高周
波を印加し、人体細胞内の所要の原子核、例えば
水素原子核を励起させる。また、これと同時に励
磁電源１１、およびグラジエントコイル５によ
り、傾斜磁場をＸ，Ｙ，Ｚに印加する。

このRFとグラジエントのパルスシーケンスは、
病変部位および画像処理方法によつて、最適の方
法が選択される。このパルスシーケンス動作は、
中央制御装置１２により制御される。グラジエン
ト、RF印加後に、患者１の体内より磁場共鳴信
号が発せられる。この信号は、RF受信装置１４
により受信、増幅され、中央制御装置１２に入力
される。そして、ここで画像処理され、所要の人
体断層画像が、表示、操作盤１５のCRT上に表
示される。

ところで、超電導方式の全身用マグネツトは、
一般的に、超電導現像の応用である永久電流モー
ドを利用した0.5T，1.5T，2.0Tの３種の磁場一
定のマグネツトであり、これらは撮影部位と対象
核種によつて決定される静磁場の強さにより、す
なわち診断の目的により、区別して用いられてい
る。

この場合、例えば、0.5Tならプロトンイメー
ジングによる体内形態情報の画像化を目的として
おり、1.5Tならプロントあるいはリン、ナトリ
ウムによる体内形態情報の画像化、もしくはプロ
トン以外の核種による病変部位診断を目的として
おり、さらに2.0Tならプロトンあるいはリンを
用いたスペクトロスコピーによる体内代謝機能の
画像化、病変予知診断を目的としている。

しかしながら、最近の動向として、これら強さ
の異なる磁場を、同一のマグネツトを用いてまか
なうことへの要望が、エンドユーザからも強まり
つつあり、かかる要求を満たすのが、いわゆるラ
ンパブルマグネツト（Mampable Magnet）であ
る。

すなわち、このランパブルマグネツトは、外部
からの励磁電流を変えることによつて発生する磁
場の強さを変えられるものであり、１つのマグネ
ツトで、あらゆる時点においてあらゆる診断、研
究を可能とすることを究極的な目的としている。
例えば、１日24時間のうち、何時間かは2T、
1.5Tを用いた研究用に、また何時間かは0.5Tを
用いたルーチン診断用にというように、臨機応変
に対応することが可能でなければならない。

ところが、第４図に示すように、超電導マグネ
ツトでは、磁場を得たい強さに変化させて永久電
流モードに移行すると、超電導線の線材そのもの
の性質等によつて、磁場が微少な減衰を呈し、本
磁気共鳴イメージング装置が許容し得る（正常な
画像、データを得る）時間的分解能0.1ppm／hr
となるまでには、大体24時間程度の長い時間を要
する。

このことは、診断の目的に応じた磁場一定のマ
グネツトでは、一度0.1ppm／hrに落着いてしま
えば特に問題とならないが、ランパブルマグネツ
トにおいては、磁場を変化させる毎に、次の診断
および研究に着手できるまでに大体24時間程度を
必要とし、時間のロスになるばかりでなく、研究
およびルーチン診断に支承をきたす、換言すれ
ば、ランパブルマグネツト本来の目的を全うする
ことができないという不都合がある。

（発明が解決しようとする問題点）以上のように、従来のランパブルマグネツトに
おいては、磁場の強さを変化させて永久電流モー
ドに移行すると、超電導線そのものの性質等によ
つて磁場が減衰し、磁気共鳴イメージング装置が
許容する時間的分解能となるまでに時間がかか
り、結果的に、日常の診断、研究を能率的に行な
えないという問題があつた。

本発明の目的は、あらゆる時点において強さの
異なる磁場を用いた診断、研究を、１つの全身用
マグネツト（ランパブルマグネツト）により臨機
応変に能率的に行なうことが可能な信頼性の高い
磁気共鳴イメージング装置の運転方法を提供する
ことにある。

［発明の構成］（問題点を解決するための手段）上記の目的を達成するために本発明では、ラン
パブルマグネツトにより発生させた一様静磁場内
に被検体を配置し、一様静磁場に傾斜磁場コイル
により発生した傾斜磁場を重畳し、かつ高周波送
受信コイルにより励起回転磁場を印加して被検体
に磁気共鳴現象を生じせしめ、誘起された磁気共
鳴信号を高周波送受信コイルにより検出して画像
処理を施すことにより、被検体の断層面内の特定
の原子核のスピン密度分布あるいは緩和時間分布
の少なくとも一方の反映された画像情報を得る磁
気共鳴イメージング装置の運転方法において、ラ
ンパブルマグネツトが発生する磁場と同軸、同方
向の補正用磁場を発生させるための磁場補正コイ
ルを備え、ランパブルマグネツトの磁場の強さを
変化させて永久電流モードに移行する毎に、当該
永久電流モードに移行した後の磁場の定常減衰状
態に移行するまでの過度減衰を、永久電流モード
移行時点からの経過時間に基づいて磁場補正コイ
ルの励磁電流を増大することによつて補正するよ
うにしている。

（作用）従つて、本発明の磁気共鳴イメージング装置の
運転方法においては、ランパブルマグネツトの磁
場の強さを変化させて永久電流モードに移行する
毎に、永久電流モード移行時点からの経過時間に
基づいて磁場補正コイルの励磁電流を増大するこ
とにより、永久電流モードに移行した後の磁場の
定常減衰状態に移行するまでの過度減衰が補正さ
れるため、診断、研究に応じた強さに磁場を変化
させた後、即座に本磁気共鳴イメージング装置が
正常な画像情報を得ることの可能な時間的分解能
（0.1ppm／hr）を確保することができる。

（実施例）まず、本発明の考え方について説明する。第２
図は、全身用マグネツト（ランパブルマグネツ
ト）の磁場を変化させ、永久電流モードに移行し
た直後の磁場均一空間内の磁場の時間的変化と、
Z₀シムコイル電流の時間的変化を示したものであ
る。ここで、Z₀シムコイルとは、全身用マグネツ
トが本来作るべき磁場と同軸、同方向の補正用の
磁場を作るためのマグネツトコイルである。

第２図において、１８は全身用マグネツトの作
る磁場均一空間内の磁場であり、永久電流モード
へ移行した後に、磁場の強さが減衰していること
がわかる。そこで、この減衰を補正すべく、Z₀シ
ムコイル電流を１９のように制御することによ
り、磁場均一空間内の磁場が補正されて２０のよ
うになる。

一方、１８に示した磁場の減衰は、実験的に △Ｂ＝B₀｛１−exp（−kt）｝ B₀：初期の磁場強さ △Ｂ：磁場強さの減衰量ｋ：超電導線の特性等により決まる定
数ｔ：時間となることが知られている。

Z₀のシムコイルが作る補正磁場は本式に基づけ
ばよく、永久電流モードに移行した時点から経過
した時間ｔが判れば、Z₀シムコイルが作る磁場強
さは容易に求まることになる。

すなわち、Z₀シムコイルの作る磁場を、各時間
において上記式から算出される△Ｂとすべく、そ
の電流を１９のように増大すればよいことにな
る。なお、Z₀シムコイルの作る磁場は、全身用マ
グネツトの作る磁場と同軸、同方向であることは
言うまでもない。

以下、上記のような考え方に基づいた本発明の
一実施例について、第１図を参照して詳細に説明
する。

第１図は、本発明の運転方法を適用した、磁場
減衰補正手段としてのZ₀シムコイル電流の制御構
成例を示すブロツク図であり、第３図と同一部分
には同一符号を付して示している。

すなわち、第１図において、１２は中央制御装
置、２１はZ₀シムコイルの電源制御部、２２はZ₀
シムコイルの励磁電源、２３は上記中央制御装置
１２に設けられたZ₀補正手段、４はシムコイルで
ある。

なお、ここで、電源制御部２１は励磁電源２２
の中に含まれてもよく、また中央制御装置の中に
含まれてもよい。なお、Z₀シムコイルは、前述し
たシムコイル４の中の１つのコイルである。

次に、かかる構成に基づく、本磁気共鳴イメー
ジング装置の運転方法について説明する。

まず、ユーザによつて診断、研究に必要とされ
る磁場（例えば0.5T，1.5T，2.0T）が選択され
ると、全身用マグネツト６の磁場の強さは変化し
てその磁場強さに達し、永久電流モードへと移行
する。すると、この永久電流モードへ移行すると
同時に、中央制御装置１２に設けられたZ₀補正手
段２３が作動する。このZ₀補正手段２３は、全身
用マグネツト６が永久電流モードへ移行した時点
から経過した時間ｔにより、前述した式の演算内
容に基づいて、磁場減衰補正係数２４を時々刻々
算出する。そして、この磁場補正係数２４はZ₀シ
ムコイル電源制御部２１に与えられ、ここでＤ／
Ａ変換されて、Z₀シムコイル励磁電源２２へ、そ
の電流基準２５として与えられる。

以上の制御を、ある時間刻みで行なうことによ
り、第２図の１９で示したようなZ₀シムコイル電
流の波形が得られ、２０で示したように磁場均一
空間１６内の磁場の強さは、全身用マグネツト
（ランパブルマグネツト）６が永久電流モードに
移行しても減衰することなく、磁気共鳴イメージ
ング装置が許容し得る（正常な画像情報を得られ
る）時間的分解能0.1ppm／hrを即座に確保する
ことができる。

上述したように、本実施例による磁気共鳴イメ
ージング装置の運転方法においては、ランパブル
マグネツト６における磁場の強さを変化させて、
永久電流モードに移行した時に生ずる磁場の定常
減衰に移行するまでの過度減衰を、Z₀シムコイル
の励磁電流を増大することによつて補正するよう
にしているので、磁気共鳴イメージング装置が許
容し得る（正常な画像情報が得られる）時間的分
解能0.1ppm／hrを、磁場均一空間１６内におい
て磁場強さの切替後に即座に得ることが可能とな
る。

これにより、磁場を変化させる毎に生ずる次ぎ
の診断、研究に着手するまでの時間的ロスを無く
することができ、従来のように、研究およびルー
チン診断に支障をきたすことなく、その時の需要
に応じて、極めて能率的に日常の診断、研究を行
なうことが可能となる。

［発明の効果］以上説明したように本発明によれば、ランパブ
ルマグネツトマグネツトが発生する磁場と同軸、
同方向の補正用磁場を発生させるための磁場補正
コイルを備え、ランパブルマグネツトの磁場の強
さを変化させて永久電流モードに移行する毎に、
当該永久電流モードに移行した後の磁場の定常減
衰状態に移行するまでの過度減衰を、永久電流モ
ード移行時点からの経過時間に基づいて磁場補正
コイルの励磁電流を増大することによつて補正す
るようにしたので、あらゆる時点において強さの
異なる磁場を用いた診断、研究を、１つの全身用
マグネツト（ランパブルマグネツト）により臨機
応変に能率的に行なうことが可能な信頼性の高い
磁気共鳴イメージング装置の運転方法が提供でき
る。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明を適用したZ0シムコイルの電
流制御構成の一実施例を示すブロツク図、第２図
は同実施例により得られる磁場均一空間内の磁場
とZ₀シムコイル電流の時間的変化を示す図、第３
図は磁気共鳴イメージング装置を示す構成図、第
４図は超電導マグネツトの磁場の強さを変化させ
て永久電流モードに移行した時の磁場の減衰を示
す図である。１……患者、２……ベツド、３……RFコイル、
４……シムコイル、５……グラジエントコイル、
６……全身用マグネツト、７……常温ボアー、８
……静磁場励磁電源、９……電流リード、１０…
…静磁場方向、１１……グラジエントコイル励磁
電源、１２……中央制御装置、１３……RF発振
装置、１４……RF受信装置、１５……表示操作
盤、１６……磁場均一空間、１７……シムコイル
励磁電源、１８……静磁場減衰曲線、１９……Z₀
シムコイル電流、２０……磁界均一空間内磁場、
２１……Z₀シムコイル電源制御部、２２……Z₀シ
ムコイル励磁電源、２３……Z₀補正手段、２４…
…磁場減衰補正係数、２５……電流基準。

Claims

【特許請求の範囲】１ランパブルマグネツトにより発生させた一様
静磁場内に被検体を配置し、前記一様静磁場に傾
斜磁場コイルにより発生した傾斜磁場を重畳し、
かつ高周波送受信コイルにより励起回転磁場を印
加して前記被検体に磁気共鳴現象を生じせしめ、
誘起された磁気共鳴信号を前記高周波送受信コイ
ルにより検出して画像処理を施すことにより、前
記被検体の断層面内の特定の原子核のスピン密度
分布あるいは緩和時間分布の少なくとも一方の反
映された画像情報を得る磁気共鳴イメージング装
置の運転方法において、前記ランパブルマグネツトが発生する磁場と同
軸、同方向の補正用磁場を発生させるための磁場
補正コイルを備え、前記ランパブルマグネツトの磁場の強さを変化
させて永久電流モードに移行する毎に、当該永久
電流モードに移行した後の磁場の定常減衰状態に
移行するまでの過度減衰を、前記永久電流モード
移行時点からの経過時間に基づいて前記磁場補正
コイルの励磁電流を増大することによつて補正す
るようにしたことを特徴とする磁気共鳴イメージ
ング装置の運転方法。