JPS63105750A

JPS63105750A - 磁気共鳴イメージング装置の運転方法

Info

Publication number: JPS63105750A
Application number: JP61253218A
Authority: JP
Inventors: 勝手塚; 松谷　欣也
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1986-10-24
Filing date: 1986-10-24
Publication date: 1988-05-11
Also published as: JPH055497B2

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】［発明の目的］（産業上の利用分野）本発明は磁気共鳴現象を利用し、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、上
記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、被検体ずなわち患酉１は、
ベッド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．更
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、グラジェントコイルと
称する）５が夫々配置されている。そして、これらすべ
てのコイル系は、大型の全身用マグネット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ット
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。

この全身用マグネット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
れは不用）。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口
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っている。通
常この静磁場の方向は、多くのマグネットでは図示の１
０方向、すなわち患者体軸方向である。

一方、グラジェントコイル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発発表装置１３ＲＦ受信
装＠１４に接続され、これらは更に中央制御装置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／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ｖ
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４０〜５０Ｃ
ｍ球）１６内のｔｔｉ　＠、たとえばプロトンイメージ
ングの場合なら、５０　ｐｐｍ以下の均一度が要求され
る。しかしながら、マグネットのみによる４０〜５０α
球内の均一度は、せいぜい数百ｐｐｍにしかならない。

そこで、これを上記の様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度空間１６内に、患者の診断部位を
もってくる。そして、静磁場１０と直角方向に、ＲＦＦ
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、およびグラジェン
トコイル５により、傾斜磁場をＸ、Ｙ、Ｚに印加する。

このＲＦとグラジェントのパルスシーケンスは、病変部
位および画＠処理方法によっ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。グラジェント。

ＲＦＦ加後に、患者１の体内より磁気共鳴信号が発せら
れる。この信号は、ＲＦＦ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（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ットは、一般的に
超電導現象の応用である永久電流モードを利用した０、
５Ｔ、１．５Ｔ、２．ＯＴの３種の磁場一定のマグネッ
トであり、これらは撮影部位と対象核種によって決定さ
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、０．５丁なら
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ならプロトンあるいはリン、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
らには２．０丁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檄能の画像化、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ッ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、いわゆるランバブルマグネット（Ｒａｍｐ
ａｂｌｅ　Ｍａｇｎｅｔ　）である。

すなわちこのランバブルマグネットは、１つのマグネッ
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おり、例え
ば１日２４時間のうち、何時間かは２Ｔ。

１．５丁を用いた研究用に、また何時間かは０．５王を
用いたルーチン診断用にというように、臨」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ットでは、
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って磁場が
微少な減衰を呈し、零磁場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０．２ＥＩＤＩＩｌ　、’
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
ネットでは、一度０　、１　ｐｐｍ／ｈｒに落着いてし
まえば特に問題とならないが、ランバブルマグネットに
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
障をきたす、換言すればランバブルマグネット本来の目
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、従来のランバブルマグネットにおいては
、磁場の強さを変化させて影響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って磁場が減衰し、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った。

本発明は上述のような問題を解決するために成されたも
ので、そ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つの全身用マグネット（ラ
ンバブルマグネット）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
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、超電導マグネ
ットにより発生させた一様静磁場内に被検体を配置し、
この一様静磁場に傾斜ｖＡｍ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、画６５！！ｌ理を施すことにより上記被検
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
得るようにした磁気共鳴イメージング装置において、前
記超電導マグネッ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ｔａ磁場補正コイル、上記
超電導マグネットが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渡減衰を補正するよ
うに、上記永久電流モード移行時点からの経過時間に基
づいて上記ｆｉ磁場補正コイル励１ｉ電流を制御する励
磁電流制御手段とから成る磁場減衰補正手段を漏え。

るようにしたことを特徴とする。

（作用）上述の磁気共鳴イメージング装置においては、磁場補正
コイルの励磁電流を１ｉ場減衰補正手段によって制御す
ることにより、超電導マグネットの！ａ場減衰が補正さ
れることから、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（０，１Ｅ）Ｃ
ａｔ　／ｈｒ）を確保できることになる。

（実施例）まず、本発明の考え方について述べる。

第２図は、全身用マグネット（ランバブルマグネット）
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、ＺＯ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ｚｏ
シムコイルとは、全身用マグネッ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ット
コイルである。

第２図において、１８は全身用マグネットの作る磁場均
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、ｚ。

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２ｏのようになる。

一方、１８に示した磁場の減衰は実験的にΔＢ＝Ｂｏ　
　（１−ｅｘｐ　　（−ｋｔ）　）ＢＯ：初期の磁場強
さ ΔＢ：磁場強さの減衰量に：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。

ＺＯ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、ｚｏ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、ＺＯ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ΔＢとすべく、そ
の電流を１９のように制御すればよいことになる。なお
、ｚＯシムコイルの作る磁場は、全身用マグネットの作
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図を参照して説明する。

第１図は、本発明に適用する磁場減衰補正手段としての
ＺＯシムコイル電流の制御構成例をブロック的に示した
ものであり、第３図と同一部分には同一符号を付して示
している。第１図において、１２は中央制御装置、２１
はｚＯシムコイルの電源制御部、２２はＺＯ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
ＺＯ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、ＺＯ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。

かかる構成において、まずユーザによって診断。

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、全身用マグネッ
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Ｚ
Ｏ補正手段２３が作動する。このｚＯの補正手段２３全
身用マグネッ１−６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ＺＯ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、ｚＯシムコ
イル励１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ＺＯシムコイルＮ流の波形が得
られ、１８で示したように磁場均一空間１６内の磁場の
強さは、全身用マグネット（ランバブルマグネット）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
冑られる）時間的分解能０　、１１）ＤＩＤ　／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
装置においては、ランバブルマグネット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渡減衰を、ＺＯ
シムコイルの励磁電流を制御することによって補正する
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　
、１１１１）ｍ　／ｈｒを、！ｉ場均−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できる。この
結果、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出来
、研究およびルーチン診断に支障をきたすことなく、そ
の時その時の需用に応じて、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。

尚、本発明は上述した実施例に限定されるものではなく
、その要旨を変更しない範囲で種々に変更して実施する
ことができるものである。

［発明の効果］以上説明したように本発明によれば、ＪＩ＄４マグネッ
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１ｉｆｉ場補正コイルと、上記超電導マグネ
ットが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渡減衰を補正するように、上記永
久電流モード移行時一点からの経過時間に基づいて上記
磁場補正コイルの励磁電流を制御する励磁電流制御手段
とから成る磁場減衰補正手段を備えるようにしたので、
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つの全身用マグネット（ランバブルマグネッ
ト）により臨機応変に能率的に行なうことが可能な極め
て信頼性の高い磁気共鳴イメージング装置が提供できる
。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明によるｌｏシムコイルの電流制御構成の
一実施例を示すブロック図、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ｚＯシムコイル゛礪流の
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図は超電導マグネットの磁場の強
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・・・グラジェントコイル、６・・・
全身用マグネット、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・・・グラジェントコイル励磁電源、１２・・
・中央制ｔｉｔ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・・・ＺＯシムコイル電流、
２０・・・磁界均一空間内磁場、２１・・・Ｚｏシムコ
イル電源制御部、２２・・・ｚＯシムコイル励磁電源、
２３・・・２０補正手段、２４・・・磁場減衰補正係数
、２５・・・電流基準。出願人代理人　弁理士　鈴　江　武　産業１図第２図

Claims

【特許請求の範囲】

　超電導マグネットにより発生させた一様静磁場内に被
検体を配置し、この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、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
情報を得るようにした磁気共鳴イメージング装置におい
て、前記超電導マグネッ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と、
前記超電導マグネットが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渡減衰を補正す
るように、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制御する励
磁電流制御手段とから成る磁場減衰補正手段を備えるよ
うにしたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。