JPH03234238A

JPH03234238A - 磁気共鳴イメージング装置の静磁場均一度安定化方法

Info

Publication number: JPH03234238A
Application number: JP2028368A
Authority: JP
Inventors: Katsunori Suzuki; 克法鈴木; Tsuneo Maeda; 前田　常雄; Motonari Nasuhara; 南須原　基成; Shigeru Sato; 茂佐藤
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1990-02-09
Filing date: 1990-02-09
Publication date: 1991-10-18
Anticipated expiration: 2014-02-24
Also published as: JP2860682B2; US5155436A

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】〔産業上の利用分野〕本発明は、核磁気共鳴（以下ｒＮＭＲＪと略記する）現
象を利用して被検体（人体）の所望部位の断層像を得る
磁気共鳴イメージング装置における静磁場均一度を安定
化する方法に関する。

〔従来の技術〕

磁気共鳴イメージング装置は、ＮＭＲ現象を利用して被
検体中の所望の検査部位における原子核スピンの密度分
布、緩和時間分布等を計測して、その計測データから被
検体の任意断面を画像表示するものである。そして、従
来の磁気共鳴イメ−ソング装置は、第１図に示すように
、被検体１に静磁場及び傾斜磁場を与える磁場発生手段
（２゜３）と、上記被検体１の生体組織を構成する原子
の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波信号を
照射する送信系４と、上記核磁気共鳴により放出される
エコー信号を検出する受信系５と、この受信系５で検出
したエコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理
系６とを備え、核磁気共鳴により放出されるエコー信号
を計測するシーケンスを繰り返し行って断層像を得るよ
うになっていた。

そして、上記静磁場発生手段としての静磁場発生磁気回
路２の具体的な構造は、第６図及び第７図に示すように
、被検体１が入り得る空隙Ａを形成して対向配置された
一対の永久磁石２１ａ、２１ｂと、これらの永久磁石２
１ａ、２１ｂを支持すると共に磁気的に結合するヨーク
２２ａ、２２ｂと、これらのヨーク２２ａ、２２ｂを結
合するカラム２３と、上記一対の永久磁石２１ａ、２１
ｂの空隙Ａ側の対向面にそれぞれ固着され円盤状磁性部
材の周縁部に環状突起が形成された磁極片２４ａ、２４
ｂとを有し、上記空隙Ａ内に磁界を発生させるようにな
っていた。なお、上記磁極片２４ａ、２４ｂは、静磁場
均一度を向上するための強磁性体である。また、第７図
において、符号９．９は傾斜磁場コイルを示している。

このような磁気共鳴イメージング装置において。

装置の静磁場が不均一であると被検体上の断層像は歪ん
でしまう。すなわち、静磁場の均一度が良いほど歪みの
少ない断層像が得られることとなる。

そこで、従来の磁気共鳴イメージング装置では、装置の
据付け、保守１点検時等において、第６図及び第７図に
示す構造の機械的な形状及び位置関係を調整して静磁場
の均一度を調整していた。

〔発明が解決しようとする課題〕

しかし、上記従来の磁気共鳴イメージング装置において
静磁場の均一度を調整した後に、装置のｇ＊及び評価等
に用いるファントムまたは被検体について撮像すると、
得られた画像が歪んでいることがあった。例えば、第８
図に示すような格子パターンのファントム２５を第７図
に示す空隙Ａ内にセットして撮像すると１本来は第９図
（ａ）に示すように上記ファントム２５の形状を歪むこ
となく画像化した断層像上が得られるべきであるが。

実際は第９図（ｂ）に示すようにファントム２５の形状
が歪んだ断層像上′が得られることがあった。

これは、断層像の撮像のときに印加する傾斜磁場によっ
て、静磁場発生磁気回路２の一部である磁極片２４ａ、
２４ｂの磁化が変化して静磁場均一度が劣化したためで
あると考えられる。

ここで、上記磁極片２４ａ、２４ｂは、強磁性体から成
るが、一般に強磁性体は磁気履歴（ヒステリシス）を持
っている。第１０図にその磁気履歴曲線（ヒステリシス
カーブ）の−例を示す０図において、横軸は強磁性体に
外部から与えた磁場強度Ｈを示し、縦軸はその磁場強度
Ｈを与えられた強磁性体の磁化Ｍを示している。そして
１強磁性体の磁化Ｍは、その強磁性体に与えた磁場強度
Ｈによって変化し、第１０図に示す閉じた磁気履歴曲線
の線上または内部の値となる。

このような状態で、被検体の断層像の撮像をするときは
、断層面のスライス位置や二次元的位置等を決定するた
めに、第７図に示す傾斜磁場コイル９によって傾斜磁場
を印加する。すると、上記印加した傾斜磁場によって静
磁場発生磁気回路２の磁極片２４ａ、２４ｂの磁化が変
化するため。

静磁場均一度が劣化して得られる被検体の断層像が劣化
するものであった。そして、磁気共鳴イメージング装置
は、被検体の任意の断面の画像を得ることができると共
に、上記被検体の各種の情報（例えば、横緩和時間、縦
緩和時間、プロトン密度、血流等）の二次元または三次
元の画像を得ることができるために、撮像のたびにさま
ざまな異なる時間及び強度の傾斜磁場を印加することと
なるものであった。

このことから、従来の磁気共鳴イメージング装置におい
て、装置の据付け、保守１点検時等に静磁場発生磁気回
路２の構造の機械的な形状及び位置関係を！ＩＩＷして
静磁場均一度を！ＩＩＩ！シただけでは、磁極片２４ａ
、２４ｂの磁化Ｍは、上記静磁場均一度の調整直後は第
１０図の曲線上で例えばＡ点であったものが、その後の
撮像により上記Ａ点から例えばＢ点に変化するものであ
った。さらに、次の撮像により上記Ｂ点から例えば０点
に変化するものであった。このように、従来の磁気共鳴
イメージング装置における静磁場均一度の調整では、撮
像を繰り返すごとに磁化Ｍが変化し、静磁場均一度が安
定し、なかった、従って、得られる被検体の断層像が歪
んでしまい、良好な診断画像が得られないことがあった
。このことから、診断効率が低下するものであった。

そこで５本発明は、このような問題点を解決し、静磁場
均一度を安定化し、歪みの少ない断層像を得ることがで
きる磁気共鳴イメージング装置の静磁場均一度安定化方
法を提供することを目的とする。

〔課題を解決するための手段〕

上記目的を達成するために１本発明による磁気共鳴イメ
ージング装置の静磁場均一度安定化方法は、被検体に静
磁場及び傾斜磁場を与える磁場発生手段と、上記被検体
の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こ
させるために高周波信号を照射する送信系と、上記の核
磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出する受信系
と、この受信系で検出したエコー信号を用いて画像再構
成演算を行う信号処理系とを備えて成る磁気共鳴イメー
ジング装置において、静磁場発生手段の静磁場均一度の
調整及び被検体の断層像の撮像の前に、上記静磁場発生
手段に対し傾斜磁場発生手段から一定の傾斜磁場を印加
して一定磁化を与えるものである。

また、上記静磁場発生手段に印加する一定の傾斜磁場の
強度は、傾斜磁場発生手段の傾斜磁場電源の最大出力に
よって印加しうる強度とするとよい。

さらに、上記静磁場発生手段に印加する一定の傾斜磁場
は、初めに負の強度の傾斜磁場を印加し、続いて正の強
度の傾斜磁場を印加すると効果的である。

〔作　用〕

このように構成された磁気共鳴イメージング装置の静磁
場均一度安定化方法は、静磁場発生手段の静磁場均一度
の調整及び被検体の断層像の撮像の前に、上記静磁場発
生手段に対し傾斜磁場発生手段から一定の傾斜磁場を印
加して一定磁化を与えることにより、被検体の断層像を
撮像するときの静磁場発生手段の磁化を、静磁場均一度
を調整したときと常に同じにすることができる。従って
、静磁場均一度を安定化でき、歪みの少ない画像を得る
ことができる。

〔実施例〕以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて詳細に説明
する。

第１図は本発明による静磁場均一度安定化方法が適用さ
れる磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロッ
ク図である。この磁気共鳴イメージング装置は、核磁気
共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体の断層像を得るも
ので、第１図に示すように、静磁場発生磁気回路２と、
傾斜磁場発生系３と、送信系４と、受信系５と、信号処
理系６と。

シーケンサ７と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備えて
成る。

上記静磁場発生磁気回路２は、被検体１の周りにその体
軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生
させるもので、上記被検体ｌの周りのある広がりをもっ
た空間に永久磁石方式の磁場発生手段が配置されている
。傾斜磁場発生系３は、ｘ、ｙ、ｚの三軸方向に巻かれ
た傾斜磁場コイル９と、それぞれのコイルを駆動する傾
斜磁場電源１０とから成り、上記シーケンサ７からの命
令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動
することにより、ｘ、ｙ、ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇｘ
、Ｇｙ、Ｇｚを被検体１に印加するようになっている。

この傾斜磁場の加え方により、被検体１に対するスライ
ス面を設定することができる。送信系４は、被検体ｌの
生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさ
せるために高周波信号を照射するもので、高周波発振器
１１と変調器１２と高周波増幅器１３と送信側の高周波
コイル１４ａとから成り、上記高周波発振器ｌ１から出
力された高周波パルスをシーケンサ７の命令に従って変
調器１２で振幅変調し、この振幅変調された高周波パル
スを高周波増幅器１３で増幅した後に被検体上に近接し
て配置された高周波コイル１４ａに供給することにより
、電磁波が上記被検体ｌに照射されるようになっている
。受信系５は、被検体ｌの生体組織の原子核の核磁気共
鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出す
るもので、受信側の高周波コイル１４ｂと増幅器１５と
直交位相検波器１６とＡ／Ｄ変換器エフとから成り、上
記送信側の高周波コイル１４ａから照射された電磁波に
よる被検体ｌの応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被検体１
に近接して配置された高周波コイル１４ｂで検出され、
増幅器１５及び直交位相検波器１６を介してＡ／Ｄ変換
器エフに入力してディジタル量に変換され、さらにシー
ケンサ７からの命令によるタイミングで直交位相検波器
１６によりサンプリングされた二系列の収集データとさ
れ、その信号が信号処理系６に送られるようになってい
る。この信号処理系６は、ＣＰＵ８と、磁気ディスク１
８及び磁気テープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ等のデイ
スプレィ２ｏとから成り、上記ＣＰＵ８でフーリエ変換
、補正係数計算像再構成等の処理を行い、任意断面の信
号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を行って得
られた分布を画像化してデイスプレィ２０に断層像とし
て表示するようになっている。また。

シーケンサ７は、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の
断層像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系４及び
傾斜磁場発生系３並びに受信系５に送り、上記エコー信
号を計測するシーケンスを発生する手段となるものであ
る。

なお、上記傾斜磁場コイル９としては種々のものが提案
されているが、本発明者らの提案による特願昭６１−２
０７９３０号の明細書に記載したものが適している。

ここで、本発明の静磁場均一度安定化方法においては、
上記の構成の磁気共鳴イメージング装置において、静磁
場発生磁気回路２の静磁場均一度の調整及び被検体１の
断層像の撮像の前に、上記静磁場発生磁気回路２に対し
傾斜磁場発生系３から一定の傾斜磁場を印加して一定磁
化を与えるものである。すなわち、装置の据付け、保守
５点検時等において静磁場発生磁気回路２の構造の機械
的な形状及び位置関係を調整して静磁場均一度を調整す
る前、及び被検体１を計測空間に挿入して実際に断層像
を撮像する前に、静磁場発生磁気回路２の磁極片２４ａ
、２４ｂ　（第７図参照）に対し傾斜磁場発生系３の傾
斜磁場コイル９，９から一定の傾斜磁場を印加して一定
磁化を与えるものである。

次に、このような静磁場均一度安定化方法における傾斜
磁場の印加のタイミングについて、第２図を参照して説
明する。図において、横軸は時間、縦軸は傾斜磁場の強
度を表している。まず、静磁場発生磁気回路２の静磁場
均一度の調整及び被検体１の断層像の撮像の前に、第２
図（ａ）、（ｂ）。

（ｃ）に示すように、例えば−８ミリＴ／ｍ（テスラ／
メートル）の強度の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇ２を、第１
図に示す傾斜磁場電源１０により駆動される傾斜磁場コ
イル９，９によって例えば３回印加する。その次に、例
えば＋８ミリＴ／ｍの強度の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ
を例えば５回印加する。なお、このときの各回の傾斜磁
場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの印加時間は例えば３ミリ秒であり
、印加間隔は例えば１５０ミリ秒である。

これにより、静磁場発生磁気回路２の磁極片２４ａ、２
４ｂに一定の磁化が与えられる。すると。

上記静磁場均一度の調整及び被検体ｌの断層像の撮像を
行うときの磁極片２４ａ、２４ｂの磁化は、常に、第Ｉ
０図に示す磁気履歴曲線上の例えばＰ点の磁化Ｍとなり
、一定の磁化を持つことになる。

このとき印加する傾斜磁場Ｇｘｅ　Ｇｙ、Ｇｚの強度は
、第１図に示す傾斜磁場電源１０の最大出力によって印
加しうる強度とすることが望ましい。

この場合は、上記Ｐ点は装置がかけつる最高の磁化Ｍに
近いものとなる。このようにすると、磁化Ｍの変化量は
少なくなり、上記磁極片２４ａ、２４ｂの磁化は安定す
る。そして、第２１１（ａ）〜（ｃ）に示すように、各
方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ。

Ｇｚを印加した後に、静磁場発生磁気回路２の構造の機
械的な形状及び位置関係を調整して静磁場均一度を調整
し、または被検体１の断層像の撮像を行う。この結果、
上記被検体１の断層像の撮像を行うときの磁極片２４ａ
、２４ｂの磁化は、上記静磁場均一度を調整したときと
常に同じ状態となる。従って、撮像時の静磁場均一度は
、その静磁場均一度を調整した直後の均一度と変化なく
。

安定化され、歪みの少ない画像が得られる。

第３図〜第５図は傾斜磁場の印加動作の他の実施例を示
すタイミング線図である。第３図は、各方向の傾斜磁場
Ｏｘ、Ｇｙ、Ｇｚをプラス方向にのみ例えば５回印加す
る場合を示している。また。

第４図は、各方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの印加時
期を少し、ずつずらしてプラス方向にのみ例えば５同印
加する場合を示している。さらに、第５図は、各方向の
傾斜磁場Ｏｘ、Ｇｙ、Ｇｚの強度を印加する各回ごとに
変化させて５例えば初めの２回はマイナス方向に印加し
、それに統〈４回はプラス方向に印加する場合を示して
いる。

なお、第２図に示すタイミング線図においては、各方向
の傾斜磁場ＧｘｅＧｙ、Ｇｚの強度を±８ミリＴ　／　
ｍとして説明したが、本発明はこれに限らず、静磁場発
生磁気回路２の状況に応じて例えば±１ミリＴ　／　ｍ
〜数ｌＯミリＴ／ｍとしてもよい。

また、それぞれの傾斜磁場Ｇｘｅ　Ｇ　ｙ　ｅ　Ｇ　ｚ
の印加時間は、３ミリ秒に限られず、例えば０．１ミリ
秒以上１秒以下としてもよいし、印加間隔も１５０ミリ
秒に限られず、例えばエミリ秒以上数１０秒以下として
もよい。

〔発明の効果〕

本発明は以上のように構成されたので、静磁場発生手段
（２）の静磁場均一度の調整及び被検体工の断層像の撮
像の前に、上記静磁場発生手段（２）に対し傾斜磁場発
生手段（３）から一定の傾斜磁場を印加して一定磁化を
与えることにより、被検体１の断層像を撮像するときの
静磁場発生手段（２）の磁化を、静磁場均一度を調整し
たときと常に同じにすることができる。従って、静磁場
均一度を安定化でき、歪みの少ない画像を得ることがで
きる。このことから、良好な診断画像を得ることができ
、磁気共鳴イメージング装置における診断効率を向上す
ることができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明による静磁場均一度安定化方法が適用さ
れる磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロッ
ク図、第２図は本発明の方法における傾斜磁場の印加動
作を示すタイミング線図、第３図〜第５図はその傾斜磁
場の印加動作の他の実施例を示すタイミング線図、第６
図及び第７図は静磁場発生磁気回路の具体的な構造を示
す斜視図及び正面半断面図、第８図は被写体としてのフ
ァントムを示す平面図、第９図は上記のファントムを撮
像したときの正しい画像と歪んだ画像とを示す説明図、
第１０図は強磁性体の磁気履歴曲線の一例を示すグラフ
である。１・・・被検体、　２・・・静磁場発生磁気回路、　３
・・・傾斜磁場発生系、　４・・・送信系、　５・・・
受信系。６・・・信号処理系、　　７・・・シーケンサ、　　８
・・・ＣＰＵ、　９・・・傾斜磁場コイル、　１０・・
・傾斜磁場電源、　２１ａ、２１ｂ＝・・永久磁石、　
２４ａ、２４ｂ・・・磁極片、　Ｇｘ・・・Ｘ方向の傾
斜磁場、　Ｇｙ・・・Ｙ方向の傾斜磁場、　Ｇｚ・・・
Ｚ方向の傾斜磁場。

Claims

【特許請求の範囲】

（１）被検体に静磁場及び傾斜磁場を与える磁場発生手
段と、上記被検体の生体組織を構成する原子の原子核に
核磁気共鳴を起こさせるために高周波信号を照射する送
信系と、上記の核磁気共鳴により放出されるエコー信号
を検出する受信系と、この受信系で検出したエコー信号
を用いて画像再構成演算を行う信号処理系とを備えて成
る磁気共鳴イメージング装置において、静磁場発生手段
の静磁場均一度の調整及び被検体の断層像の撮像の前に
、上記静磁場発生手段に対し傾斜磁場発生手段から一定
の傾斜磁場を印加して一定磁化を与えることを特徴とす
る磁気共鳴イメージング装置の静磁場均一度安定化方法
。
（２）上記静磁場発生手段に印加する一定の傾斜磁場の
強度は、傾斜磁場発生手段の傾斜磁場電源の最大出力に
よって印加しうる強度とすることを特徴とする請求項１
記載の磁気共鳴イメージング装置の静磁場均一度安定化
方法。
（３）上記静磁場発生手段に印加する一定の傾斜磁場は
、初めに負の強度の傾斜磁場を印加し、続いて正の強度
の傾斜磁場を印加することを特徴とする請求項１記載の
磁気共鳴イメージング装置の静磁場均一度安定化方法。