JPH0728856B2

JPH0728856B2 - パルス化した主磁場核磁気共▲鳴▼作像システム

Info

Publication number: JPH0728856B2
Application number: JP59004667A
Authority: JP
Inventors: マコフスキーアルバート
Original assignee: アルバ−トマコフスキ−
Priority date: 1983-01-13
Filing date: 1984-01-13
Publication date: 1995-04-05
Anticipated expiration: 2010-04-05
Also published as: IL70674A; EP0117042A3; FI86774B; EP0117042A2; IL70674A0; FI86774C; EP0117042B1; JPS6035247A; KR840007348A; US4521734A; FI840112A; FI840112A0; KR900007543B1; DE3482004D1

Description

【発明の詳細な説明】本発明は核磁気共嗚を用いる医療用作像システムに係る
ものである。本発明の主応用は、低価格ながら改良され
た信号対雑音比を有する核磁気共嗚像を発生させること
である。

核磁気共嗚（NMR）作像システムは近年市販され始め、
電離放射がないことと微細な疾患プロセスを可視化する
すぐれた能力を有していることから熱狂的に受入れられ
つつある。しかし高価であることから主要医療センター
における使用が制限さている。

核磁気共嗚作像に用いられる理論及びハードウエアの一
般的説明は、1981年に東京の医学書院から出版された
「医学における核磁気共嗚作像」に記載されている。

NMR装置は非常に強い主磁場の他に、種々の小さ目の勾
配磁場を必要とする。初期のNMR装置は、0.5乃至1.5キ
ロガウス程度の主磁場を発生させるために抵抗性電磁石
を用いていた。これらの装置は興味ある像を発生する
が、若干の研究に対しては信号対雑音比（S/N比）が不
充分であつた。磁場の強さの限界は抵抗性磁石の電力消
費である。この問題を解決するために、主磁場を発生さ
せるのに超電導磁石が用いられている。これらは消費問
題を生ずることなく必要な高磁場を発生するが、極めて
高価であり、動作が微妙であり、比較的大量の液体ヘリ
ウム冷却剤を消費する。しかし、5.0キロガウス程度の
強い磁場を発生する。S/N比はほぼ磁場の自乗で変化す
るから、これらの高い磁場は全てのNMR作像モードには
極めて望ましいものである。

作像に加えて、例えば燐の代謝を研究するために小体積
の材料成分を表わすスペクトルを発生させたい場合が屡
々ある。しかし、これらの研究には、通常は10キロガウ
ス以上の極めて強い主磁場が必要である。しかし、これ
らの磁場の強さでは、作像は組織減衰のために不可能で
はないにしても極めて困難である。従つて、単一の装置
を用いて固定された磁場の強さで効果的に作像及び組織
解析を行なわせることはできない。

組織解析のために単一のボクセル（voxel）を分離する
には多くの方法がある。１つの方法は1980年６月のIEEE
トランザクシヨンズ・ニユークリア・サイエンスのNS
-27器の1232〜1238頁に所載のE.R.アンドリユーの論文
「核磁気共嗚作像：多重感受点法」に示されている。こ
のシステムでは、異なる周波数の時間的に変化する勾配
が３つの直交軸に印加される。従つて、小さいボクセル
を除く全ての部位は時間的に変化し、Ｏに平均化され
る。従つて、結果として得られる信号は関心のあるボク
セルのみによるものとなる。代謝指示パラメータを表わ
すスペクトル内の細いラインを分離するには長い積分時
間を用いなければならない。

１つの有用な方法は、作像システムを用いて疾患の部位
を識別し、次で小部位内にスペクトル解析を用いて疾患
の本質を評価することである。しかし、これには作像と
分光の両能力が必要であり、磁場を変化させる能力が要
求される。

本発明の目的は、抵抗性電磁石を過大電力消費なしに高
磁場で作動させ得るようにすることである。

以下に添附図面を参照して本発明をより詳細に説明す
る。

第１図を参照すれば本発明の広い面が理解されよう。NM
R像は、通常は人体である物体10から得られる。主磁場
コイルは通常は一連のソレノイドであつて比較的均一な
磁場を発生する。図には直列に接続されている２つのソ
レノイド11及び12を示してある。従来のシステムでは、
これらのソレノイドは直流電源によつて給電され、その
電流はコイル自体の消費によつて制限されいる。

本発明によれば、コイルはパルス源13によつて駆動され
る。時間Ｔに対応するデータ取得期間中には、図示のよ
うに電流はlpeakまで増加させられる。時間Ｔがコイル
系の熱時定数即ち熱慣性に比較して小さければ、磁石は
その最終温度に到達しない。温度は、ピーク電力入力で
はなく平均電力入力に依存する。従つて、使用するパル
スのデユーテイサイクルが比較的低い限り、ピーク電流
lpeak及び得られる磁場は従来用いられているものより
も遥かに高くすることが可能であり、比較的安価なシス
テムで望ましい3.0〜5.0キロガウスの範囲に到達可能で
ある。

種々のNMR作像システムが前述の「医学における核磁気
共嗚作像」を含む諸論文に前述されているから、ここで
は詳細な説明は省略する。しかし、全てのシステムに共
通するものは、核スピンを励起し、得られる信号を受け
るために主磁場に直角な磁場を発生する無線周波コイル
17及び18である。データアクイジシヨンシステム14
は、適切な時間間隔で無線周波コイルを励振する送信器
及び得られる信号を受信する受信器を一般的に表してい
る。これらの信号はデータ処理システム15によつて処理
され、物体10の特定部位に関する作像情報が作られる。
若干の実施例では受信信号をフーリエ変換して空間情報
を発生させる。これはその後に再構成システムにおける
各投影に用いられる。再構成された像情報はデイスプレ
イ16に表示される。

データ取得期間Ｔは多くの方法で限定することができ
る。前述の「医学における核磁気共嗚作像」に説明され
ているように、殆んどの作像システムにおいては、所望
部位の一連の投影が得られる。各投影は無線周波数磁場
の励磁パルスシーケンスとその後の核スピンからの信
号の受信を含んでいる。特定の用途に依存するが、200
程度の投影が約１秒の間隔で求められ、これは関心ある
部位に対する約２〜５分の合計データ取得時間に対応す
る。時間Ｔはこの数分の合計時間に一致する。この時間
は使用される殆んどの磁石の熱時定数よりも短かい。こ
の数分間に全ての断面を同時に得る多重スライスの場合
には、これは各患者に対する合計時間である。従つて、
患者を交替させるのに要する通常の時間が、ひとりで
に、必要な低デユーテイサイクルを保証することにな
る。単一スライス装置では、スライス間に充分な時間が
得られるであろうから、低い平均電力となり過大な電力
消費を避けることができる。

別の方法は時間Ｔを各投影間隔に一致せしめることであ
る。各投影の励磁及び受信期間は10ミリ秒程度、即ち１
秒の繰返しレートの約１％である。パルスはこれらの時
間の間だけオンとし、弛緩期間中にはオフとして必要な
低デユーテイサイクルを達成する。しかし、これらの
比較的短かいパルスを用いるためには、自己共振周波数
を高くするために、分布容量を小さくした巻線が必要で
ある。

第１図のパルス波形には立上り及び立下り期間も示して
ある。これは主巻線11及び12にまたがつて過大な高電圧
が発生するのを避けるためである。各コイルにまたがつ
て発生する電圧はｅ＝L di/dt＋iR で与えられる。ここにｉは瞬時電流であり、Ｌ及びＲは
それぞれコイルのインダクタンス及び抵抗である。従つ
て、di/dt即ち遷移中の電流の変化のレートを必要以上
に大きくしなければピーク電圧は低下する。比較的長い
立上り及び立下り時間を有するパルスを用いても、必要
なデータ取得期間中に完全にオンであれば問題とはなら
ない。

波形中に破線で示してあるように、データ取得期間中に
パルスをＯまで低下させる必要はない。多くの理由か
ら、第１図に示すように電流を値lminまで減少させるこ
とが好ましいかも知れない。しかし、その結果としての
連続電力消費l²min Rを磁石コイル11及び12の最大消費
よりも小さくする必要はある。lminを用いる理由の１つ
は安定性に関係している。磁石外形の寸法を最低にする
と均一性が損なわれるが、lminによつて温度変化が最小
となるので磁石を安定させるのを援助することになる。
lminを用いる別の理由は、作像時間に関係している。磁
化は主磁場が無ければ消滅するので、研究中の対象物の
磁化を更新するのには別の時間が必要となる。lminが存
在していればある最低レベルの連続磁化が保証される。

磁石を固定された安定な温度で作動させるための別の方
法は、繰返しパルス波形を用いることである。このよう
にすると平均電力及び磁石内の消費が固定され、しかも
lpeakによつて所望の高いピーク磁場が得られる。前例
のように、パルス間の電流はＯにしてもlminにしてもよ
い。データ取得動作はピーク電流期間と一致するよう時
間的に関連させる。

パルス源を用いた場合に発生しがちな不正確な磁場の問
題を最小とするために、種々の監視システムを用いるこ
とができる。これらは磁場をサンプルしてそれが正しい
値にあることを確認する。もし正しくなければ、電流を
変化させて磁場を正確にしてもよいし、或は作像システ
ムに用いている周波数を変化した磁場に対して適切に変
化させてもよい。

磁場を監視するための１つの興味ある方法が1981年のEM
I社のゴツドフリー・ハウンスフイールドの英国特許GIN
2076542号「NMR作像装置」に記載されている。この特許
では１組のコイルが物体の各側に配置され、関心のある
面の各側で発生する周波数を検知する。次でこれらの信
号を用いて関心のある面内の情報をデユードして磁場の
どのような時間的変化も自動的に補償するようになつて
いる。

パルス巾Ｔが熱時定数よりも短かく、長時間に亘つて積
分された平均電力が許容電力消費よりも小さい限り、こ
の一般的なテーマには多くの変更が可能である。この長
期間とは熱時定数よりも長いものである。この方法はど
のようなデータ取得及び処理システムと共に用いること
が可能であり、1978年のジヤーナル・オブ・マグネチツ
ク・レゾナンス第29巻の355〜373ページに所載のp.マン
スフイールド及びI.L.ピケツトの「NMRによる生物学的
及び医学的作像」に示されているエコープラナーシ
ステムのような短かいデータ取得時間を含むシステムに
特に適している。

前述のように、同一の装置によつて小体積を作像し、分
光できるようにすることが望ましい。現在では、システ
ムが固定された主磁場を用いているために、これは遂行
不可能である、超電導磁石も変化させることはできな
い。

本発明によるシステムは、前述のように初めに作像のた
めに励磁し、lpeakは作像に適する約３〜５キロガウス
の主磁場を発生させる。これより高い磁場では減衰をも
たらし、得られる像は劣化する。像を検査して病理学的
部位即ち病害を発見する。これらの病害を識別するため
に、lpeakを増加させて10〜20キロガウスの磁場を発生
させるのであるが、この場合もまた平均電力消費が定格
内にあるように、そして時間Ｔが磁石の熱時定数よりも
小さくなるようにする。前述のように、この時間中に勾
配コイル（図示せず）を交流信号プラスバイアスによ
つて励磁し、病害を表わしている部位が時間的に変化せ
ずに出力信号を発生するようにさせる。この信号をデー
タ処理ユニツト15によつてフーリエ変換し、スペクトル
をデイスプレイ16上に表示させる。このスペクトルは、
良性と悪性の腫瘍の区別のような病害の本質を指示す
る。

本発明を医療用作像システムに適用するものとして説明
したが、物体10は人体に限らず、対象となる核種は、原
理上は磁気モーメントをもつ核種すべてであり、固体、
気体そして液体を対象とでき、結晶、高分子、金属など
の内部構造、内部運動性の研究、気体や溶液の分子構
造、液体構造の研究に適用できる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明を示す概要図である。 10……物体、11,12……主磁場用ソレノイド、13……パ
ルス源、14……データアクイジシヨンユニツト、15…
…データ処理ユニツト、16……デイスプレイ、17,18…
…無線周波コイル。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】作像システムの主磁場を発生する電磁石、核磁気共鳴作像データを取得するデータ取得手段、核磁気共鳴作像データを処理して像を発生させるデータ
処理手段、及び前記の電磁石の熱時定数よりも短い時間であって、且つ
核スピンの励起と検出の期間を含むデータ取得時間の間
前記の主磁場の振幅を増加させ、像データが取得されな
い時間中は前記の主磁場の振幅を減少させる制御手段を備えることを特徴とする対象物の部位の核磁気像を得
るための装置。
【請求項２】制御手段が固定された繰返しレートで周期
的に磁場を増加させる手段を含んでいる特許請求の範囲
第１項に記載の装置。