JPH07136146A

JPH07136146A - Ｍｒｉ装置

Info

Publication number: JPH07136146A
Application number: JP5153148A
Authority: JP
Inventors: Toru Segawa; 徹瀬川
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1993-06-24
Filing date: 1993-06-24
Publication date: 1995-05-30
Also published as: US5865177A

Abstract

(57)【要約】【目的】高周波磁場の不均一性や高周波磁場の伝搬状
態に起因するＭＲ画像上の濃度ムラを抑制するＭＲＩ装
置を提供することを目的とする。【構成】ＲＦコイルと被検体との間に高分子ゲルシー
トを挿入する。【効果】ＭＲ画像に濃度ムラがなくなり、鮮明な画像
を得ることが可能となる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）
現象を用いて、被検体の任意の断層像を得るＭＲＩ装置
に係り、特に、画質を向上させる技術に関する。

【０００２】

【従来の技術】近年、医用診断装置の開発が進められる
中で、ＭＲＩ装置が多く用いられるようになってきた。
一般に、ＭＲＩ装置においては被検体の断層像を撮影し
た際に、たとえその被検体が均質であっても像の明るさ
が異なる場合がある。これは画像の濃度ムラと呼ばれ、
このような濃度ムラが発生する第１の原因としては、Ｒ
Ｆコイルの形成する高周波磁場の不均一性に起因するも
のがある。これは、ＲＦコイルの導体パターンの形状及
びそのパターンを流れる電流の分布の違いにより、３次
元空間的な各位置でＲＦコイルの形成する送受信感度の
強度及び向きが異なること、即ち、高周波磁場ベクトル
が変化することによるものである。

【０００３】いま、被検体が設置される空間内において
ＲＦコイルの形成する高周波磁場が不均一であった場
合、送信時には送信コイルの形成する磁場が空間的に不
均一であるので被検体内の各部位で高周波磁場ベクトル
が異なり、このため磁化の倒れる角度（フリップ角）が
各部位毎に異なることになる。

【０００４】一方、受信時には高周波磁場ベクトル強度
の空間分布がそのまま受信感度の分布に反映される。そ
して、これらの原因により画像に濃度ムラが発生してし
まう。

【０００５】また、濃度ムラが発生する第２の原因とし
て被検体中の高周波磁場の伝搬の状態に起因するものが
ある。これは、被検体と電磁波との相互作用による被検
体内での電磁波の変化によるものであり、具体的には、
被検体の誘電率，導電率及びそれらの分布さらには被検
体自体の形状による境界条件など、多くの要因に依存す
る。

【０００６】電磁波は一般に、導電性物質中を通過する
際、物質中で発生する渦電流によりエネルギーを消費す
る。また、誘電率により波長が変化したり、波の反射が
生じたりする。即ち、反射や屈折が起こる。さらにこれ
らの現象は、被検体の形状によっも変化し、これらの複
合的効果により、たとえ非常に均一な高周波磁場を形成
するＲＦコイルを使用しても、被検体の形状、導電率、
誘電率、によっては被検体内部の高周波磁場分布は均一
でなくなってしまう。また、これらの結果によるＭＲＩ
画像の明暗ムラは静磁場強度が大きくなり、ラーモア周
波数が高くなるに従い顕著になっていく。

【０００７】このような濃度ムラを抑制するため、従来
より以下に示す如くの方法が提案されている。 (i) ＲＦコイルにて形成される高周波磁場の均一性が
十分でない場合は、送信の高周波電力を制御すること
で、画像上均質な物体の画像の明るさが均一となるよう
に調整する。

【０００８】(ii) ＲＦコイル（送信用）のワイヤーパ
ターン中に分布するキャパシタの容量分布を変えること
で送信用ＲＦコイルの形成する空間的な電場・磁場分布
を変える。

【０００９】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記
(i) の方法はＲＦコイルの送信の高周波磁場のみを制御
するものであり、受信時についての制御は行っていな
い。このため、いく分濃度のムラを抑制することができ
るものの、十分な抑制はできないという欠点がある。

【００１０】また、上記(ii)の方法ではある程度の効果
は期待できるものの、キャパシタの容量分布を制御する
ことは困難であり、実現のためには多くのコストが必要
であり、現実的にはその割に効果が得られないことが多
い。。

【００１１】この発明はこのような従来の課題を解決す
るためになされたもので、その目的とするところは、容
易かつ高精度に磁気共鳴画像の濃度ムラを抑制し得るＭ
ＲＩ装置を提供することにある。

【００１２】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明は、ＲＦコイルから被検体に向けて高周波パ
ルスを印加し、収集されたＮＭＲ信号を再構成して磁気
共鳴画像を得るＭＲＩ装置において、前記ＲＦコイルと
被検体との間に高誘電率で低誘電損率を有する物質、例
えば、高分子ゲルが充填されたシートを挿入したことが
特徴である。

【００１３】また、ＲＦコイルから被検体に向けて高周
波パルスを印加し、収集されたＮＭＲ信号を再構成して
磁気共鳴画像を得るＭＲＩ装置において、前記ＲＦコイ
ルと、該ＲＦコイルの外側に配設され高周波磁場の外部
への放出を防ぐためのＲＦシールドとの間に高誘電率で
低誘電損率を有する物質、例えば、高分子ゲルが充填さ
れたシートを挿入したことを特徴とする。

【００１４】

【作用】ＭＲＩ画像の濃度ムラは静磁場強度が大きくな
り、ラーモア周波数が高くなるに従い顕著になることか
ら、被検体及びその周辺の高周波磁場の波長が長くなる
よう変換することができれば静磁場強度が大きいときの
ＭＲＩ画像のムラを抑制することができる。

【００１５】実際に、文献：ＳＭＲＭ１９９０（annual
meeting abstracts）Ｔhoms Ｋ，Ｆ，Ｆoo，５１０に
おいてｚ軸方向（静磁場の方向）の波数ｋ_z を小さく制
御すること、即ち、波長を長くすることで感度ムラを抑
制することができるという報告がなされている。以下、
波数ｋ_z を小さくする方法について説明する。

【００１６】いま、均質な円筒状の被検体が図１０に示
すように円筒座標系で表されるような高周波磁場に、軸
を同じくしてさらされている場合、アキシャル面での高
周波磁場の大きさは高周波磁場のｒ方向の波数ｋ_s に依
存する。

【００１７】実際に、境界条件等を考慮して計算する
と、次の（１）式が成立する。ｋ ² −ｋ² −ｋ_z ² ……（１）ここで、ｋは被検体内部の波数であり、次の（２）式で
示される。

【００１８】ｋ² ＝ω² με−ｊｗμσ ……（２）ここで、ω：ラーモア周波数、μ：被検体の透磁率，
ε：被検体の誘電率、σ：被検体の導電率である。ま
た、ｋは図１０中ρ方向の波数である。

【００１９】そして、このときＲＦコイル周辺が空気の
時はｋ_z ＝ｋ_o （ｋ_o は真空中の波数）であり、ｋ_z
《ｋ，ｋである。ここで、もしこのＲＦコイル周辺に
誘電率の大きな物体をある領域に設置したとすると、ｋ
_z （ｋ_z ≠ｋ₀ ）を大きくすることができる。すると
（１）式よりｋを小さくすることができ等価的に被検
体内での波数ｋを小さくすることができる。そして、被
検体の大きさに比べて被検体内波長を十分長くすること
が実現できればＭＲＩ画像に表れる明暗ムラを抑制する
ことができる。

【００２０】また、送受信コイルが形成する高周波磁場
の空間分布Ｂ₁ (r) に不均一性が存在する場合には、あ
る誘電率や導電率を有する被検体の体軸方向（ｚ軸方
向）に静磁場があり、それに垂直な平面（ｘ−ｙ平面）
の画像を得る際には被検体が存在しない時に期待される
表面コイルの感度分布に対して実際に得られる被検体の
断面画像の濃度ムラが大きくなることがある。即ち、被
検体が存在しないときには図１１(b) に示すように表面
コイル１により発生する磁力線１１は略対称形となるの
に対し、同図(a）に示すように被検体２が存在するとき
には磁力線１１が乱れてしまうことがある。このため、
撮影された断層画像に濃度ムラが発生してしまう。

【００２１】これは特に受信コイルが表面コイルのよう
にＢ₁ (r) に不均一性を持つ場合、例えば、水素原子核
のラーモア周波数が６４ＭＨz という高い周波数で１．
５テスラのＭＲＩ装置にて顕著に発生する。

【００２２】これは、被検体の形状や、誘電率が他の組
織に比べて大きい脂肪層の厚さ、及び導電率が他の組織
に比べて大きい内臓の分布等に依存すると考えられてい
る。特に、被検体の形状は受信コイルが形成する高周波
磁場の空間分布Ｂ₁ (r) が被検体内でどのように伝搬す
るかを決定する境界条件を与えるための非常に重要な要
因となる。更に、被検体が非等方的な誘電体の性質を有
する場合、例えば図１２に示すように分子１２が並んで
いる場合、分子１２の長軸（光軸と呼ぶ）方向と短軸方
向では屈折率が異なっている為複屈折を引き起こす。

【００２３】例えば、高周波磁場の空間分布Ｂ₁ (r) に
結びつけられる電界分布Ｄ₁ (r) が直線偏光している
と、一般に直線偏光は同じ振幅で位相も等しいｘ方向と
ｙ方向の波を重ね合わせたものと考えられるから、この
偏光の方向が光軸に対し例えば４５°の傾きを持つと
き、ｘ方向，ｙ方向の偏光の速度が異なる為両者の位相
がずれる。そのずれ方はＤ₁ (r) の被検体中の非等方物
質（ここでは非等方物質は所定の厚さで均一に存在する
と仮定する）の厚さに依存する。即ち、その厚さが丁度
ｘ方向，ｙ方向の偏光の位相差が９０°になるようであ
れば直線偏光が円偏光となってしまう。

【００２４】これによって、図１３に示すように被検体
２の右側と左側でＤ₁ (r) の伝搬、ひいてはＢ₁ (r) の
伝搬が対称でなくなることも考えられる。これらを実現
する為に、本発明ではＲＦコイル周辺に高誘電率を有す
る物質を設置する。この際、その物質の材料は一般に可
撓性を有することで、被検体に装着することも可能であ
るし、ＲＦコイル自体に設置することも可能である。

【００２５】ただし、この時、これらの部材がない状態
でＲＦコイルを被検体に装着した時の被検体による誘電
損、磁気損の大きさに対し、ＲＦコイル近傍に本部材を
設置したときのＲＦコイルの本部材による誘電損，磁気
損の大きさが十分小さくなければ最終的な画質が全体的
に低下してしまう。これは、ＲＦコイルのＱ値が低下す
る為、全体の送受信の効率が低下するからである。

【００２６】以上のことから、ＲＦコイル自体の一部あ
るいはそれをとり囲むように水分を含んだ高分子ゲル材
を設置すると被検体内部の高周波磁場の分布を制御する
ことができる。

【００２７】一般に、酸性の高分子電解質と塩基性の高
分子電解質を等量混ぜあわせたポリイオンコンプレック
スでも特に水分を含んだものは、解離した基と水分との
局所的なクラスタ（集合）ができており、解離したイオ
ンがこのクラスタの中を動くことにより非常に大きな誘
電率や誘電損がみられることがある。また水分を含んだ
高分子では、水分によりガラス転移点が低下する為、イ
オンによる導電率は、水分の増加とともに大幅に増加す
るといわれる。

【００２８】このように、水分を含んだ高分子について
は、誘電率や導電率が通常の単分子物質に比べて大幅に
増加することがある。特に濃度ムラが目立つ高磁場のＭ
ＲＩ装置でのラーモア周波数（波長で数ｍの単位）のＲ
Ｆ磁場でもこれらの水分を含む高分子ゲルを使用すると
濃度ムラの目立たない中・低磁場並のＲＦ磁場を被検体
に照射することができる。

【００２９】

【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明
する。図１(a) は本発明の第１実施例を示す構成図であ
り、ＭＲＩ装置のＲＦコイル１が形成する高周波磁場を
補正するため、及び被検体から出力されるＮＭＲ信号の
検出能を制御するために、マット３内のＲＦコイル１と
被検体２との間に位置する部分に水分を含んだ高分子ゲ
ルが充填されたシート４が配設されている。また、図１
(b) ，(c) に示す如くの変形例も本発明に含まれるもの
である。

【００３０】水分を含んだ高分子ゲルとしては、例えば
ＰＡＲ（Ｐoly Ａcryl Ｒesin）やＰＶＡ（Ｐoly
Ｖinil Ａlcohol）等が考えられる。また、シート４は
被検体の形状に合わせて、ある曲率を持たせた形状とし
ている。このような構成によれば、高周波磁場の不均一
性を抑制することができる。以下、これを具体的に説明
する。一般に、誘電体内の波動について、原子に束縛さ
れた電荷以外に電荷が存在しない場合には、次の
（３），（４）式が成立する。

【００３１】

【数１】また、マクスウェルの電磁界基本方程式は、次の（５）
〜（８）式である。

【００３２】

【数２】（７）式の両辺のｒｏｔ（回転）をとると、次の（９）
式となる。

【００３３】

【数３】ここで、（６）式より、

【００３４】

【数４】（５）式より、

【００３５】

【数５】を用いると、（９）式から次の（１０）式が得られる。

【００３６】

【数６】いま、等方的な誘電体を考えると、

【００３７】

【数７】となり、波動の進行方向がｚ，電場の進行方向はｅⁱ⁽ ^t
^-kz) で変化する。更に、電場はｘ成分のみを持つとす
ると、（１１）式がられる。

【００３８】

【数８】

【００３９】そして、位相速度ｖ_ph＝ω／ｋであり、屈
折率ｎは、ｖ_ph＝ｃ／ｎで表わされるから、ｎ＝ｋｃ／ω ……（１２）で求めることができる。ところで、等方的な物質でｘ方
向の分極しかない時は、

【００４０】

【数９】また、線形誘電体の場合は、

【００４１】

【数１０】となるから、（１０）式は次の（１３）式となる。

【００４２】

【数１１】

【００４３】ここで、ベクトルＥが正弦的に変化するも
のとし、ｐ_x ＝ε₀ ＮαＥ_x とすると、次の（１４）式
が得られる。ｋ₂ ＝ω² ／ｃ² （１＋Ｎα） ……（１４）そして、（１２）式より次の（１５）式が得られる。

【００４４】ｎ² ＝１＋Ｎα ……（１５）また、蜜な物質では次の（１６）式が成立する。ｎ² ＝１＋Ｎα／｛１−（Ｎα／３）｝ ……（１６）即ち、（１６）式は（１７）式に変形できる。

【００４５】３（ｎ² −１）／（ｎ² ＋２）＝Ｎα ……（１７）ここで、単位体積内の各成分の厚子数をＮ_j とすると、
次の（１８）式が得られる。

【００４６】

【数１２】これは、近似的に次の（１９）式として表わされる。

【００４７】

【数１３】

【００４８】また、図２，図３に示すように電磁波が屈
折率ｎ₁ の物質からｎ₂ の物質へ入射する時（境界はｘ
＝０）、その入射波をベクトルＥ_i 、反射波をベクトル
Ｅ_r、透過波をベクトルＥ_t とすると、次の（２０），
（２１）の式が得られる。

【００４９】

【数１４】そして、物質ｎ₁ の領域、物質ｎ₂ の領域ではそれぞ
れ、

【００５０】

【数１５】

【００５１】また、ｘ＝０の境界において、Ｅ_i ＋Ｅ_r ＝Ｅ_t 従って、これに（２０）式を代入すると、次の（２２）
式か得られる。

【００５２】

【数１６】この（２２）式は任意のｙ，ｔについて成立しなければ
ならないので、ｙ＝０とすると次の（２２）式が得られ
る。

【００５３】

【数１７】

【００５４】そして，（２３）式はω＝ω′＝ω″のと
きにのみ成立する（入射波，透過波，反射波の振動数は
不変）。従って、これを（１２）式に代入して、次の
（２４）式が得られる。

【００５５】

【数１８】また、（２２）式でｔ＝０とすると，次の（２５）式が
得られる。

【００５６】

【数１９】

【００５７】これより、ｋ_y ＝ｋ_y ＝ｋ_y …（２
６）が得られる。一方、（２４）式のｋ ² ＝ｋ² より
次の（２７）式が得られる。ｋ_x ² ＝ｋ_y ² ＝ｋ_x ² ＋ｋ_y ² ……（２７）（２６），（２７）式よりｋ_x ² ＝ｋ_x ² か得られ
る。

【００５８】ここで入射波は１つであるから、ｋ_x ′＝−ｋ_x ……（２８）（２６），（２８）式は入射角と反射角が等しいことを
示している。また、ｋ″_y ＝ｋ_y ，及びｋ″² ／ｎ₂ ²
＝ｋ² ／ｎ₂ より、ｋ″_x は次の（２９）式で示され
る。

【００５９】

【数２０】（２９）式より、ｎ₂ ≧ｎ₁ のとき、ｋ_x ″≧ｋ_x とな
るのでθ_i ≧θ_t となる。例えば、ｎ₁ とｎ₂ の境界が
図４の如くである場合には電磁波は収束する。

【００６０】また、非対称の分子の長軸が結晶表面に平
行でない場合には複屈折が見られる。即ち、図５に示す
ように通常の光線（常光線）の他に異常光線が見られ
る。更に、複屈折性を有する物質では右回りの円偏光と
左回りの円偏光の屈折率が異なると考えることもでき
る。これより、複屈折性を示す物質を用いることによ
り、より一層電磁波の収束性を高めることも可能である
と考えられる。

【００６１】また、被検体の表面になるべく密着させて
被検体表面の材質に近い誘電率を有する部材を受信コイ
ルと被検体の間に設置すると受信コイルのＢ₁ (r) がそ
の部材表面に対し垂直になるように設置することが可能
であり、それにより受信コイルのＢ₁ (r) の被検体の境
界条件により生じる濃度ムラを抑制することが可能とな
る。

【００６２】このようにして、図１に示した水分を含ん
だ高分子ゲルシート４を用いることで高周波磁場の特に
被検体内部での不均性を抑制したり、ＭＲＩ画像の濃度
ムラを抑制することができるのである。

【００６３】図６〜８は本発明の第２実施例を示す構成
図である。この例では、図６に示すサドル型のＲＦコイ
ル５において、コイル自身の有する高周波磁場の不均一
性、体内での高周波磁場の波長、被検体の形状で決まる
境界条件を補正する目的で、コイルの一部に水分を含ん
だ高分子ゲルシートを設置する。

【００６４】これにより、当該ゲルシートの周辺の高周
波磁場の空間分布、特に高周波磁場の径方向の成分の波
長が大きく変わり、ＭＲＩ画像として本来均質であるべ
き画像を均一に近くなるまで補正することが可能であ
る。具体的には図７に示すように被検体２の断層像上で
符号６に示す部分が暗くなった場合には、図８に示す如
く高分子ゲルシート７を配設すれば暗くなった部分を抑
制し、濃度ムラを補正すすることができる。

【００６５】図９は本発明の第３実施例を示す構成図で
ある。この例では、ＲＦコイル８とＲＦシールド１０と
の間の空間の一部または全体に水分を含んだ高分子ゲル
シート９を配設する。これにより、被検体に入射する高
周波磁場の径方向の波長が長なり、被検体の断層画像の
濃度ムラを抑制することが可能となる。

【００６６】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
ＲＦコイルと被検体との間、又はＲＦコイルとＲＦシー
ルドの間に高分子ゲルが充填されたシートが挿入される
ので、ＲＦコイルが形成する高周波磁場の不均一性や高
周波磁場の伝搬の状態に起因するＭＲ画像上の濃度ムラ
を抑制することができ、鮮明なＭＲ画像を得ることがで
きるという効果を奏する。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１実施例を示す構成図である。

【図２】電磁波の透過，反射を示すベクトル図である。

【図３】電磁波の透過，反射を示すベクトル図である。

【図４】電磁波の収束を示す説明図である。

【図５】電磁波の複屈折を示す説明図である。

【図６】本発明の第２実施例に係るサドル型ＲＦコイル
を示す図である。

【図７】本発明の第２実施例に係る濃度ムラの例を示す
説明図である。

【図８】図７に示した濃度ムラを抑制するための高分子
ゲルシートの挿入状態を示す図である。

【図９】本発明の第３実施例を示す構成図である。

【図１０】円筒座標系を示す説明図である。

【図１１】被検体が存在するときと存在しないときの磁
力線の変化を示す説明図である。

【図１２】被検体が非等方的な誘電体の性質を示す際の
説明図である。

【図１３】被検体の右側と左側で磁力線の伝搬が異なる
状態を示す説明図である。

【符号の説明】

１，８ＲＦコイル２被検体３マット４，７，９高分子ゲルシート５サドル型ＲＦコイル１０ＲＦシールド

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】ＲＦコイルから被検体に向けて高周波パ
ルスを印加し、収集されたＮＭＲ信号を再構成して磁気
共鳴画像を得るＭＲＩ装置において、前記ＲＦコイルと被検体との間に高誘電率物質を挿入し
たことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項２】請求項１の高誘電率物質は高分子ゲルが
充填されたシートであることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項３】ＲＦコイルから被検体に向けて高周波パ
ルスを印加し、収集されたＮＭＲ信号を再構成して磁気
共鳴画像を得るＭＲＩ装置において、前記ＲＦコイルと、該ＲＦコイルの外側に配設され高周
波磁場の外部への放出を防ぐためのＲＦシールドとの間
に高誘電率物質を挿入したことを特徴とするＭＲＩ装
置。
【請求項４】請求項３の高誘電率物質は高分子ゲルが
充填されたシートであることを特徴とするＭＲＩ装置。