JPH0250730B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 〔発明の技術分野〕 本発明は核磁気共鳴（NMR：nuclear
magnetic resonans〜以下「NMR」と称する）
現象を用いて被検体中に存在する或る特定の原子
核のスピン密度および緩和時間定数の反映された
画像情報を得る例えば診断用NMR−CT（CT：
computed tomograph〜コンピユータ断層）装
置のごときNMR映像装置に係り、特に対称原子
核の密度および緩和時間を高精度に且つ高効率で
計測するため静磁場強度に対応した対象原子核種
の共鳴周波数と励起信号の基準信号周波数との整
合の高精度化を図つたNMR映像装置に関するも
のである。

〔発明の技術的背景〕

診断用NMR−CT装置はNMR現象を利用して
画像情報を得る装置であり、特に得られた画像情
報を診断に供するものである。

一般にNMR現象を利用して計測を行うNMR
装置においては、被検体に印加する均一な静磁場
強度に対応した計測対象核種の共鳴周波数と、励
起信号の周波数すなわち励起信号を得るための基
準信号の周波数とを一致させることが高精度の計
測のために必要となる。

従来の化学分析に用いられているNMR装置に
おいては、計測対象物が小さく、断面等の二次元
映像を得るものでもないため、要求される均一磁
場領域も小さい。そこで、この場合は、長時間に
わたつて静磁場強度と基準信号周波数との関係を
いわゆるBohrの関係（詳細は後述される）に保
つために、検出プローブ内の試料の極く近傍に配
置された、本来の計測対象核種とは異なる共鳴周
波数を持つ核種（この核種を試料に混合する場合
もある。）から得られる共鳴信号を基準の共鳴信
号として静磁場の変動を検出し静磁場発生装置に
帰還をかけるいわゆる「NMRロツク方式」が用
いられている。

これに対し、診断用NMR−CT装置は二次元
映像を得るものであり、しかも計測対象である被
検体が分割不能な生体であるために、必要とする
均一磁場領域が大きくなる。この診断用NMR−
CT装置に上述のNMRロツク方式を適用した場
合、所要とする均一磁場領域が大きいため、基準
の核種の配設位置に特別な配慮が必要となり、基
準の核種の配設位置の選定や診断用NMR−CT
装置の操作性の点で多くの問題を生ずる。また、
所要の均一磁場領域が大きいので、上記基準の核
種によつて均一に且つ正確に誤差を検出できると
は限らない。したがつて、このような基準の核種
を用いない方式が望ましい。

さらに上記磁場ロツク方式では被検体に印加す
る一様静磁場を可変制御するようにしており、強
磁場を可変しなければならず安定な制御を行うこ
とが容易ではない。特に静磁場発生装置に空心超
電導磁石を用いた場合には、超電導コイルに永久
モード、すなわち磁場を発生するコイルに超電導
状態でいわゆる永久電流を流した状態で磁場を発
生させることになるが、この状態では外部からこ
の電流の大きさを制御することができず、上記磁
場ロツク方式を適用することができない。また、
この場合、長期にわたつて完全な永久電流を維持
することが困難であり、この場合には超電導コイ
ルを流れる電流が徐々に減少するため、それによ
る静磁場の変動に対する対策が特に必要となる。

〔発明の目的〕

本発明の目的とするところは、計測対象と異な
る核種を用いることなくしかも静磁場を制御せず
に、実際の共鳴周波数と励起信号を作る基準周波
数との偏差を補償し、高精度に且つ高効率で
NMR映像を得ることを可能とするNMR映像装
置を提供することにある。

〔発明の概要〕

本発明は静磁場印加状態で計測対象核種の核磁
気共鳴を励起し被検体から得られる共鳴信号を周
波数分析して共鳴周波数と基準信号周波数との偏
差を求め、その結果を基準信号発生装置に誤差信
号として帰還することを特徴としている。

〔発明の実施例〕

以下本発明の一実施例をその基本原理にもとづ
いて詳細に説明する。

NMR現象の理論的解析はBlochらによつて確
立されており、その計測方法には大別して連続波
法とパルス法がある。診断用NMR−CT装置等
においてはパルス法が一般的であるため、ここで
はパルス法について説明する。

対象原子核について、静磁場（強度）H₀によ
りBohrの関係から導かれる次式で決定される角
周波数ω₀の回転磁場を静磁場H₀と同時に加える
と該回転磁場に共鳴してLarmorの歳差運動と呼
ばれる現象を呈する。

ω₀＝γH₀ …(1) （但し、ω₀：共鳴角周波数、H₀：静磁場強度、
γ：核種により決定される核磁気回転比） この現象をNMR現象と称する。

第１図に本発明を診断用NMR−CT装置に適
用した場合の一実施例の構成を示す。なお、第１
図では本発明に直接必要な構成であつて、本発明
を適用した診断用NMR−CT装置におおむね共
通な構成を示しており、図示していない構成で診
断用NMR−CT装置に必要な構成は、本発明に
直接関係がなく、また各種診断用NMR−CT装
置によつて異なる場合もある。

第１図において、１は撮像対象領域について均
一な一様静磁場H₀を発生する静磁場発生装置、
２は被検体（模式化して示す）、３は対称核種の
静磁場H₀中における共鳴角周波数ω₀に対応する
基準角周波数ωrの基準信号を発生するこの場合
周波数可変の基準信号発生装置（以下「SSG」と
称する）、４はSSG７で発生した基準信号をもと
にパルス状の高周波（角周波数ωr）信号からな
る励起パルスH₁を形成し且つ電力増幅する励起
パルス発生部、５は励起パルス発生部４で生成さ
れた励起パルスH₁をNMR励起用回転磁場として
被検体２に印加するトランスミツタコイル、６は
被検体２に生じたNMR信号を受信するレシーバ
コイル、７はレシーバコイル６で受信された
NMR信号を増幅する低雑音増幅器、８は増幅さ
れたNMR信号をSSG３で発生した基準角周波数
ωrの基準信号で位相検波する位相検波装置、９
は位相検波装置８で検波されたNMR信号を周波
数分析して基準角周波数ωrに対する共鳴角周波
数ω₀の偏差Δωを求める周波数分析装置、１０は
周波数分析装置９で検出された周波数偏差Δωを
SSG３に帰還すなわち該周波数偏差Δωに応じて
SSG３の周波数を制御し該周波数偏差Δωを補正
するとともに、SSG３、励起パルス発生部４、増
幅器７、位相検波装置８および周波数分析装置９
の動作制御などを行なうシステム制御装置であ
る。この場合、トランスミツタコイル５とレシー
バコイル６とを分離した構成としているが、これ
らを一体化し共通のコイルにより励起パルスH₁
の印加とNMR信号の受信を行ういわゆるシング
ルコイル方式の構成を採用する場合もある。

このような構成において、上記(1)式にて決定さ
れるパルス状の高周波回転磁場すなわち励起パル
スH₁をトランスミツタコイル５より印加するこ
とにより対象原子核に生ずる磁気モーメントμが
平衡状態へ復帰する際に誘導される自由誘導減衰
（FID：free induction decay〜以下「FID」と称
する）信号をSSG３で発生した基準角周波数ωr
の基準信号を用いて位相検波装置８で位相検波す
ると高周波のNMR信号（この場合FID信号）を
処理の容易な周波数に変換することができ且つ理
論的な解析が容易となる（以下、このような状態
を考えることを「回転座標系でみる」と称する）。
ここで、一般的に第２図に示すような磁化Ｍが回
転する角度θは共鳴周波数ω₀の回転座標系にお
いては次式で示される。

θ＝γH₁t_P …(2) （但し、t_P：H₁の印加時間） 検出系としてはθ＝π／２（rad）の場合に最
も感度が良くなる。本実施例においては正確にθ
＝π／２とする必要はないが、以下においては
NMR−CT装置の感度を満足する程度にθが
π／２に近いものとする。このような条件におい
て、位相検波装置８で基準角周波数ωrで検波さ
れたFID信号V_FIDは次式で表される。

V_FID∝m₀（ｘ，ｙ，ｚ）e^-{^1/T2*+j(〓₀ ^-〓^r)t} ＝m₀（ｘ，ｙ，ｚ）e^-1/T2*・e^-j(〓₀ ^.〓^r)t…(3
) （但し、m₀（ｘ，ｙ，ｚ）：（ｘ，ｙ，ｚ）にお
ける対象核種の密度、T₂ ^*：対象核種のスピン−
スピン緩和時間と磁場の不均一性による時定数） この(3)式において、周波数偏差Δωを Δω＝｜ω₀−ωr｜ とすると、周波数分析装置９でV_FIDを周波数分析
することにより周波数偏差Δωの値を知ることが
できることがわかる。

ここで、従来のNMRロツク式のように周波数
偏差Δωを静磁場発生装置１に電流として帰還す
る場合を考える。上記(1)式より静磁場強度H₀の
誤差ΔH₀は、 ΔH₀＝Δω／γ …(4) となる。したがつて、帰還すべき電流値ｉは次式
より求められる。

ｉ＝（ΔH₀）＝（Δω／γ） …(5) （但し、（H₀）：常電導磁石の静磁場強度H₀
と電流ｉとの関係） 従来のNMRロツク方式においては、本来の対
象核種とは異なるサンプルとなる核種を用いてい
るため、常に誤差信号を検出することが可能であ
り、常時、帰還回路による制御が行なえる。そし
て、上記(5)式による計算には静磁場発生装置１の
磁石の形状やコイルの巻き方等に起因する誤差の
発生が考えられる。そこで、周波数偏差Δωを検
出し静磁場発生装置１に上記(5)式に基づいて電流
として帰還させる場合には、上記誤差要因による
精度の低下を避けるため連続した帰還動作が必要
となり、上記サンプル核種の存在が重要となる。
しかし、NMR−CT装置としての操作性等を考
慮すると上記サンプル核種の存在は、その核種の
保守や被検体２との位置関係等の点で好ましくな
い問題を発生する。

これに対して、本実施例では上記(5)式による誤
差要因を無視するため、周波数偏差Δωを誤差信
号としてSSG３に直接帰還する。これが本発明の
第１の特徴である。このようにすれば、上記(5)式
による過程を避けることになり、誤差要因の混入
がないので、常に誤差信号を検出し帰還すること
なしに充分な精度を得ることが可能となる。そこ
で、本実施例では上記サンプル核種を必要とせ
ず、誤差信号を得る対象を被検体２の診断部位そ
のものとする。これが本発明の第２の特徴であ
る。したがつて、例えば撮影直前の静磁場H₀が
印加された状態において周波数偏差Δωを検出し
それに応じてSSG３を補正制御すればよく、撮影
中にΔωを検出する必要がなく上記サンプル核種
も不要であるので、NMR−CT装置としてのシ
ーケンス時間には影響を及ぼすことはない。

すなわち、第１図の構成においては、システム
制御装置１０が周波数分析装置９で得られた周波
数偏差Δωの情報をSSG３に与え、その結果
NMR−CT装置としては上記(3)式で決定される
角周波数ω₀に固定される。周波数偏差Δωが正か
負かの判定は位相検波装置８における検波方式と
して例えばいわゆる（直交）二位相検波方式
（QD：quadruture detection）を用いるなどすれ
ば容易に行える。

ここで、SSG３について詳述する。本実施例に
おいては周波数偏差Δωの情報が誤差信号として
SSG３に与えられる。この信号は周波数分析（高
速フーリエ変換と考えてもよい）の結果であるの
で、NMR−CT装置の効率を考えるとデイジタ
ル信号として取扱うことが有利である。これらの
点を考慮するとSSG３としてはいわゆるPLL
（phase locked loop）を用いた周波数シンセサ
イザによる構成が適している。

PLL周波数シンセサイザを用いてSSG３を構
成した場合の原理構成を第３図に示す。

第３図において、３１は周波数_cのPLL基準信
号を発生する高安定発振器、３２は位相比較器、
３３はループフイルタとしてのローパスフイル
タ、３４は入力電圧V_iに応じた周波数₀で発振す
る電圧制御発振器（以下「VCO」と称するる）、
３５は周波数₀の入力信号を入力情報Δωに応じ
た１／ｎなる分周比で分周し位相比較器３２に入
力するプログラマブル分周器である。

動作を簡単に説明すると、位相比較器３２に高
安定発振器３１およびプログラマブル分周器３５
の出力が入力され、これら両入力の周波数i，
₀／ｎが常に一致するようにこの閉回路は動作す
る。したがつて、この回路の出力すなわちVCO
３４の出力の周波数₀とPLL基準信号周波数iと
の関係は次式のようになる。

i＝₀／ｎ ∴₀＝ｎ・i (6) すなわち、プログラマブル分周器３５の分周比
１／ｎとPLL基準信号周波数iにより出力周波数
₀は自由に設定可能となる。また、出力周波数₀
の周波数安定度は各部の回路定数にもよるが、
PLL基準信号を発生する高安定発振器３１の安
定度とほぼ同程度まで高めることができ、該発振
器３１として恒温化された水晶発振器等を用いれ
ば、NMR−CT装置として充分対応できる。そ
こで、周波数分析の結果である周波数偏差Δωに
対応するデイジタル誤差信号によつてプログラマ
ブル分周器３５の分周設定値ｎを変化させ静磁場
強度H₀の変動に対応した周波数を出力させる。

第３図の構成は最も基本的なもので、周波数の
可変ステツプや周波数安定度の要求により若干の
構成の変形があるが、PLLシンセサイザを用い
た構成は基本的にはこれと同様である。この場
合、SSG３の周波数可変ステツプは周波数分析の
分解能と同程度のステツプが必要である。さらに
信号伝達の効率を考慮すると出力波形は正弦波と
するのが適当であると考えられる。

次に、周波数偏差Δωの求め方について説明す
る。

第４図に周波数偏差Δωを求めるためのタイミ
ングシーケンスを示す。

第４図に示すように励起パルスH₁として90゜パ
ルス（θ＝π／２となるような高周波励起パル
ス）を静磁場H₀中の被検体２に印加すれば、直
後にFID₁またはFID₂のようなFID信号を観測で
きる。FID₁はωr≠ω₀の場合のFID信号の一例で
あり、FID₂はωr＝ω₀の場合のFID信号である。
これらFID信号FID₁およびFID₂の周波数スペク
トラムはそれぞれ第５図に示すようになり、
FID₁の周波数スペクトラムには原点から周波数
偏差Δωだけずれた位置にスペクトルがあらわ
れ、FID₂の周波数スペクトラムではスペクトル
位置が原点に一致している。これより、上述した
本実施例の原理が容易に理解できる。

FID信号の検出の際、90゜パルスによる検出系
の増幅器の飽和による誤差および平均加算法によ
るＳ／Ｎ（信号対雑音比）の向上、さらには磁場
の不均一性による信号減衰の影響を避けるため
に、多くのNMR装置ではNMRエコーと呼ばれ
る信号を計測する。本実施例においてもエコー信
号を利用することはできる。この場合のタイミン
グシーケンスを第６図に示す。

静磁場H₀中の被検体２に、第６図に示すよう
に90゜パルスを印加した後、180゜パルス（θ＝π
となるような高周波励起パルス）を印加し、その
後に得られるエコー信号をFID信号の場合と同様
に周波数分析を行うことにより、周波数偏差Δω
を決定することができる。この場合、第１エコー
と第２エコーを平均加算することによりＳ／Ｎは
向上する。

また、第４図、第６図において、時刻taから始
まる一連のシーケンスを第１シーケンス、時刻t_b
から始まるシーケンスを第２シーケンスすれば、
第１シーケンスで充分なＳ／Ｎが得られない場合
には第２シーケンス以降のシーケンスを逐次繰り
返し平均加算することによりＳ／Ｎが改善され、
周波数偏差Δωの検定、周波数制御の精度が向上
する。

なお、FID信号を検出するか、エコー信号を検
出するかについては、本発明についても一般のパ
ルス法と同様に、各方式によるＳ／Ｎや、上記(2)
式におけるθのπ／２とのずれをΔθとすると
180゜パルスを用いる場合はその誤差が3Δθとなる
ことなどを考慮して決定すべきであり、本発明に
おいて特に制限するものではない。

次に、静磁場発生装置１について詳述する。

静磁場発生装置１としては空心常電導磁石を用
いてもよいのはもちろんであるが、空心超電導磁
石を用いるのも有効である。

空心超電導磁石を用いた場合、先に述べたよう
に永久モード（永久電流状態）での動作中は、電
流を制御しようとするならば一旦永久モードを解
除して電流の調整を行わねばならず、空心超電導
磁石の特徴を活かすことができなくなるので、電
流値を誤差信号により調整することは望ましくな
い。また、静磁場発生装置１に空心超電導磁石を
用いた場合の静磁場強度H₀を制御する他の方法
としては、空心超電導磁石のまわりに補償用コイ
ルを巻き、そのコイルの電流値を調整するように
することも考えられる。しかし、この場合は補償
用コイル、さらにコイル駆動のための定電流源が
別途に必要となり、構成が複雑化する。

これに対し、本実施例のようにすれば、上述の
ような外部装置を必要とせず、さらに補正制御の
シーケンスも空心常電導磁石を用いる場合と全く
同様でよいので、超電導磁石の特徴を活かしなが
ら装置の構成を複雑化することなく撮像の精度ひ
いては診断の精度を一層向上させることが可能で
ある。

このように空心超伝導磁石を用いた場合の効果
を概算により説明すると次のようになる。

5000Gaussの磁場を発生し得る超電導磁石を考
え、永久モードでの磁場の変化を0.1ppm／ｈと
し、さらにNMR−CT装置の稼動時間を8h／day
とすると、磁場の変動は４ｍGauss／dayとなる。
計測対象核種をプロトンと仮定すれば、周波数の
変動は約17.0Hz／dayとなり、周波数分析の分解
能を20.0Hzとすると、超電導磁石の永久モードを
解除して調整を行なう方式では毎日永久モードを
解除して電流値を調整しなければならない。これ
に対して本実施例方式を適用した場合、信号増幅
部における同調部の半値幅を141.9kHz（Ｑ＝150）
とし、許容可変範囲を約71kHzとすると、（71×
10³／17＝）約4176dayは永久モードの解除が不
要となる。この場合励起パルスH₁のパルス幅に
よる周波数スペクトラムの広がりや冷却液の蒸発
等の影響を考慮すると上述の永久モードの解除不
要期間は短くなることが考えられる。しかしなが
ら、それらの影響を考慮しても本実施例方式を超
電導磁石に適用すれば、超電導磁石の特徴の一つ
である「永久モードでの動作中は静磁場強度が安
定し且つ電流値の補償が不要である」という利点
を充分に活かせるということは明らかである。

上述のように、従来のNMRロツク方式を
NMR−CT装置に適用した場合は、被検体とは
異なる位置に計測対象とは別のサンプル核種等を
設ける必要があり、操作性が制限される。また、
計測対象（被検体）からの信号を何らかの方法に
よつて誤差信号として静磁場発生装置に帰還する
方式では操作性は改善されるが常に帰還をかける
ことはできないので、その調整にかかわる誤差要
因による誤差が生じる。さらに静磁場発生装置に
空心超電導磁石を用いる場合は、別途に補償コイ
ルを設けるなどしなければ、磁場を調整すること
は困難であつた。

これに対し、本実施例によれば、被検体（計測
対象）からのNMR信号を撮像直前などの都合の
良いタイミングで周波数分析しその結果を誤差信
号としてSSGに直接的に帰還することにより、静
磁場強度等の変動にSSGの周波数を精度よく追従
させることができる。したがつて、NMR−CT
装置の操作性を損なうことなく、誤差の要因を少
くすることができ、撮像精度ひいては診断精度の
向上が実現できる。また、従来のNMR−CT装
置の制御シーケンス等を充分に活用でき大きな変
更なく利用することができる。さらに空に超電導
磁石をNMR−CT装置に用いる場合には、SSG
により静磁場変動を補償するので永久モードを解
除する必要がなく、しかも補償コイル等の外部装
置をわざわざ設ける必要もない。

なお、本発明は上述し且つ図面に示す実施例に
のみ限定されることなく、その要旨を変更しない
範囲内において種々変形して実施することができ
る。

例えば周波数分析装置９、システム制御装置１
０等の機能を画像再構成用の電子計算機でソフト
ウエア処理により実現するようにしてもよい。

さらに、静磁場に傾斜磁場を重畳することによ
り、静磁場中の領域を限定し特定領域における周
波数偏差を補償するようにしてもよい。

また、補正制御を行なうタイミングも本来の
NMR映像の撮像前に限らず、撮像後や撮像中等
に必要に応じて行なつてもよい。

〔発明の効果〕

本発明によれば、計測対象と異なる核種を用い
ることなくしかも静磁場を制御せずに静磁場変動
等による共鳴周波数と基準周波数との偏差を補償
し、高精度に且つ高効率でNMR映像を得ること
の可能なNMR映像装置を提供することができ
る。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例の構成を示すブロツ
ク図、第２図は同実施例を説明するための回転座
標系における励起パルスH₁による磁化ベクトル
の動きを示す図、第３図は同実施例における基準
信号発生装置にPLLシンセサイザ方式を採用し
た場合の構成の一例を示すブロツク図、第４図は
同実施例における励起−Δω検出のシーケンスの
一例（FID信号を利用する場合）を示すタイミン
グチヤート、第５図は同例における周波数スペク
トラムの例を示す図、第６図は同実施例における
励起−Δω検出のシーケンスの他の一例（エコー
信号を利用する場合）を示すタイミングチヤート
である。 １……静磁場発生装置、３……基準信号発生装
置（SSG）、４……励起パルス発生部、５……ト
ランスミツタコイル、６……レシーバコイル、７
……低雑音増幅器、８……位相検波装置、９……
周波数分析装置、１０……システム制御装置。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. １ 被検体に核磁気共鳴現象を生ぜしめ、誘起さ
   れた核磁気共鳴信号を検出して、被検体中の或る
   特定の原子核のスピン密度および緩和時間定数の
   少なくとも一方の反映された画像情報を得る核磁
   気共鳴映像装置において、被検体に印加するため
   ほぼ撮像領域全域にわたつて均一な一様静磁場を
   発生する空心超電導磁石と、対象原子核種に応じ
   た周波数の基準信号を発生し且つ、該発生周波数
   の調整制御を可能とした基準信号発生器と、この
   基準信号発生器の基準信号出力に基づいて核磁気
   共鳴励起用の高周波励起信号を形成し被検体に印
   加する励起信号印加装置と、被検体に誘起された
   核磁気共鳴信号を受信検波する受信検波装置と、
   上記空心超電導磁石を動作させておいて上記励起
   信号印加装置を付勢する第１の制御手段と、上記
   受信検波装置で検波された核磁気共鳴信号を周波
   数分析し上記第１の制御手段により上記一様静磁
   場中の被検体に上記励起信号を印加させた際の上
   記基準周波数と共鳴周波数との周波数偏差を求め
   る周波数分析手段と、この手段で得た上記周波数
   偏差に応じて上記基準信号発生器を制御し該周波
   数偏差を補正する第２の制御手段とを具備したこ
   とを特徴とする核磁気共鳴映像装置。