JPS6035247A - パルス化した主磁場核磁気共鳴作像 - Google Patents

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】 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鳴像を発生さ
せることである。

核磁気共鳴（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グロセスを可視化す
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れている。

核磁気共鳴作像に用いられる理論及びハードウェアの一
般的説明は、７９ざ７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鳴作像に記載されている。

ＮＭＲ装置は非常圧強い主磁場の他に、種々の小さ目の
勾配磁場を必要とする。初期のＮＭＲ装置は、θ．左乃
至／．Ｓキロが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（　８
／Ｎ比）が不充分であった。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（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。

い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７０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。従って、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デクセル（ｖｏｘｅｌ）を分離
するには多くの方法がある。１つの方法は７９ｇＯ年６
月の１εＥε　トランザクションズ・ニュークリア・サ
イエンスのＮ　Ｓ−、２７器の７２３２〜７２３ｇ頁に
所載のε．Ｒ．アンドリューの論文「核磁気共鳴作偉；
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。従って、小さいデクセルを除く全ての部位は
時間的に変化し、０に平均化される。従って、結果とし
て得られる信号は関心のあるぎ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。

７つの有用な方法は、作像システムを用いて疾７四の部
位を識別し、次で小部位内にスペクトル跡析を用いて疾
患の本質を評価することである。しかし、これＫ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０ 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
。

９４７図を参照すれば本発明の広い面が理解されよう。

ＮＭＲ＊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って比較的
均一な磁場を発生する。図には直列に接続されているａ
つのソレノイド１１及び１２を示しである。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って給電
され、その電流はコイル自体の消費によって制限されい
る。

本発明によれば、コイルはパルス源１３によって駆動さ
れる。時間下に対応するデータ取得期間中には、図示の
ように電流はＩｐｅａｋ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。従って、使用す
るノ９ルスのデユーティサイクルが比較的低い限り、ピ
ーク電流１ｐｅａｋ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〜夕、θキロガウス
の範囲圧到達可能である。

種々のＮＭＲ作像システムが前述の「医学における核磁
気共鳴作像」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。しかシ、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　アクイジション　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
よって処理され、物体１０の特定部位に関する作像情報
が作られる。若干の実揶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
はディスプレイ１６に表示される。

データ取得期間Ｔは多（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鳴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
の稜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、コθθ程度の投影が約７秒の間隔で
められ、これは関心ある部位に対する約−〜Ｓ分の合計
データ取得時間に対応する。時間Ｔはこの数分の金側時
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。

従って、患者を交替させるのに要する通常の時間が、ひ
とりでに、必要な低デユーティ　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７０ミリ秒程度、即ち
７秒の繰返しレートの約／％である。／４’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
必要な低デユーティ　サイクルを達成する。しかし、こ
れらの比較的短かい）平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１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で
ある。これは主巻線１１及び１２にまたがって過大な高
電圧が発生するのを避けるためである。各コイルにまた
がって発生する電圧は！　”　Ｌ　ｄｌ／、ｔ＋　ＩＲ で与えられる。ここに１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
って、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間軸と
はならない。

波形中に破線で示しであるように、データ取得期間中Ｋ
Ｊクルスを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１ｍ１ｎ
　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ＭＭ力消費１２ｍ１ｎＲ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。１ｍ１ｎ　を用いる理由の７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、１ｍ１ｎ　によって温度変化が蹴小となるので磁
石を安定させるのを援助することになる。１ｍ１ｎ　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。１ｍ１ｎ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、繰返しノ＋ルス波形を用いることである。このよ
うＫすると平均電力及び磁石内の消費が固定され、しか
も１ｐｅａｋによっ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７つの興味ある方法が７９ｇ／年
のＥＭ　ｒ社のゴツトフリー・バウンスフィールドの英
国特許Ｇ　Ｉ　Ｎ２０７６Ａ；１１．１．号「ＮＭＲ作
イ象装置」に記載されている。この特許では７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っている。

ノ々ルス巾Ｔが熱時定数よりも短かく、長時間に亘って
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、７９７ｇ年のジャーナル・オグ・マグ
ネチック・レゾナンス第２９巻の３３３〜３７３ページ
に所載のｐ、マンスフイールド及び１．Ｌ、ピケットの
「ＮＭＲＫ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−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、同一の製電によって小体積を作偉し、分
光できるようにすることが望ましい。陣在では、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、１ｐｅａｋは作像に適する約３〜Ｓキ四ガ
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、１ｐｅａｋを増加させて／θ〜コθ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１こ
の時間中に勾配コイル（図示せず）を交流信号グラス　
バイアスによって励磁し、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ット１５によってフーリエ変換
し、スペクトルをディスプレイ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
のホスを指示する。

【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・・・
・・・データアクイジション　ユニット、１５・・・・
・・データ処ｑユニット、１６・・・・・・ディスプレ
イ、１７．１８・・・・・・無線周波コイル。 特許庁長官　殿 １．事件の表示　昭和５９年特許願第４６６７号２、発
明の名称　パルス化した主磁場核磁気共鳴作像システム ３、補正をする者 事件との関係　出願人 氏　名　アルバート　マコフスキ− ４、代理人

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 ／　ある部位の核磁気像を得るための装置であって、 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アクイジション手段、 核磁気共鳴データを処理して像を発生させるデータ処理
   手段、及び 主磁場の振巾を電磁石の熱時定数よりも短かいデータ取
   得時間の間は増加させ、像データが取得されない時間の
   間は減少させるように制御する手段 を具備する装置。 、２　像データを収集するのに用いられるよりも高い値
   まで磁場を増加させる手段、 作像されている部位よりも充分に小さい局所からの核磁
   気共鳴データを処理する手段をも具備することを特徴と
   する特許請求の範囲／に記載の装置。 ３　前記の主磁場の振巾を制御する手段が、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
   いることを特徴とする特許請求の範囲／に記載の装置。 ダ　核磁気共鳴を用いて作像されつつある部位の局所の
   組織の特性を表わす方法であって、主磁石の熱時定数よ
   りも鉛かい持続時間を有する像データ取得時間の間、主
   磁場を第１の値まで脈動させ、 前記部位から像データを取得して処理し、前記主磁石の
   熱時定数よりも知かい時間の間、第１の値よりも高い第
   コの値まで主磁場を脈動させ、 前記局所から核磁気共鳴信号を取得し、そして 前記局所からの信号をスペクトル的に解析する 諸段階からなる方法。