JP2905569B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、静磁場強度の時間的変動を補正してMR像の
計測の位置ずれをなくしてなるMRI装置に関する。

〔従来の技術〕

MRI装置における共鳴周波数Ｗは、対象核種と磁場強
度Ｂとで決定できる。即ち、対象核種の核スピンの磁気
回転比をγとすると、 Ｗ＝γＢ ……（１） となる。

静磁場に線形の傾斜磁場を印加すると、共鳴周波数
は、（１）式より磁場強度と比例関係にあるので、磁場
中心からの距離とも比例関係にある。従って、磁場中心
を基準位置にとり、その位置における共鳴周波数を中心
周波数としたとき、計測したMR信号の周波数と中心周波
数の差は、MR信号発生位置と基準位置との相対距離に対
応する。

ここで、傾斜磁場は、基準位置が静磁場の値となるよ
うに、基準位置では傾斜印加磁場は零とし、基準位置よ
り一方の半分側には、正の線形傾斜磁場、他方の半分側
には負の線形傾斜磁場を印加する。従って、基準位置で
の中心周波数は、静磁場によって定まる値と定義しても
よい。尚、傾斜磁場として、中心位置ではなく、計測空
間上の一方の端部から正又は負の線形傾斜磁場を印加さ
せるようにしてもよい。この時は、この端部が基準位置
となるが、中心周波数が静磁場によって定まる値である
ことには変りない。

然るに、温度変動のために静磁場強度が変化すること
がある。これは静磁場発生用として永久磁石を使った場
合に起りやすい。

上記静磁場発生磁石に使用される永久磁石には種々の
材質のものが考案されているが、最近使用され出した希
土類系磁石（Nd−Fe−Ｂ）は、最大エネルギー積に関し
ては最も高いが、その反面温度係数が大きい。一般に周
囲温度が上昇すると、発生する静磁場が減弱する。いわ
ゆる負の温度係数を持つ。一例として、その温度係数が
−1000ppm/℃に達するものがる。この場合、周囲温度が
１℃上昇すると、静磁場強度は1000ppm減弱する。たと
えば、1000Gaussの静磁強度では、1Gaussに相当する。
その結果、静磁界の中心周波数も変化する。こうした静
磁界によって定まる中心周波数に比して、真の中心周波
数にずれが生ずるため、基準位置が移動したことと同等
の結果となり、所望のスライス位置ではなく、別のスラ
イス位置を計測することになる。これは解剖学的位置ず
れであり、誤診断につながる。

また、同様に想定した中心周波数と真の中心周波数と
にずれが生じると、周波数エンコード傾斜方向のずれと
もなる。

これを解決するための方法として、磁場ロック法（仮
想中心磁場強度から静磁場強度が変動すると、その差の
分だけ静磁場強度を増減させて仮想中心磁場強度に一致
させる方法）と、特願昭61−255666号記載のように、撮
像に先立って、被検体に傾斜磁場を印加せずに計測した
NMR信号をフーリエ変換し、複素絶対値処理を施し、得
られたスペクトルのピークから現在の中心周波数を決定
する事によって、位置ずれを防止する周波数ロックの方
法とがある。

磁場ロック法では、永久磁石方式のように、磁石本体
が負の温度係数を持つ場合、静磁場補正用コイルに電流
を流すことによって静磁場強度を一定に保つ。しかし、
電流を流すことによる発熱で、さらに静磁場強度が低下
するので、電流を増加させなければならないということ
が生じうる。これを防ぐには、永久磁石で発生した静磁
場強度を、補正コイルに電流を常時流して、若干静磁場
を打ち消すように構成すれば、前記悪循環を断ち切るこ
とは出来る。つまり、外部環境の温度が上昇し、永久磁
石の発生する静磁場強度が低下したときは、補正用コイ
ルに流す電流を減らせば打ち消していた静磁場を回復し
て利用でき、静磁場も仮想中心磁場強度にもどるととも
に、電流も減少しているので発熱も少なくなる。

しかし、このような構成をとると、静磁場補正用コイ
ルで打ち消すのに相当する磁場強度を永久磁石を強化す
ることにより補う必要がある。これは、NMRイメージン
グ装置としての永久磁石方式静磁場発生装置のコストが
高くなる。

そこで、新しく提案されたのが、本出願人の特許出願
になる特願昭61−255666である。この出願にかかる周波
数ロックの方法は、本来の被検体の計測に先立って、中
心周波数を直接求める計測を行うものである。そのため
に、先ず、周波数エンコード傾斜磁場及び位相エンコー
ド傾斜磁場を印加せずに、スライス方向傾斜磁場のみを
印加し、且つこのスライス方向傾斜磁場に同期して90゜
パルス及び180゜パルスを印加し、これにより生じたNMR
信号をフーリエ変換し、このフーリエ変換で得た周波数
の中で、ピークのスペクトルを持つ周波数を、実際の中
心周波数として設定せしめるようにした。

〔発明が解決しようとする課題〕

上記周波数のロックの方法は、フーリエ変換後のスペ
クトル中のピーク値から中心周波数を求めるが、被検体
が人体のように信号源が一様でないものは、静磁場不均
一などにより、第５図に示すように頂点が一点で収束せ
ず複数の山をもったスペクトルとなる場合がある。複数
の山をもったスペクトルのピーク位置はノイズにより不
安定となり、計測毎にピークの位置ずれが起こることが
ある。ピークの位置ずれは、すなわち、スライス位置の
位置ずれであり、静磁場の変動がまったく無いと仮定し
た場合にもごくわずかだがスライス位置の位置ずれが発
生することになってしまう。

撮像技術の進歩に伴ない画質が向上し、被検体の微細
な構造を捉えたいという要求が高まる中、スライス位置
の位置ずれが発生することは問題であり、極力このずれ
を減少させる必要がある。

本発明の目的は、ピークのスペクトルを中心周波数に
すると精度が悪くなることに鑑み、広い範囲のスペクト
ルを拾うことにより中心周波数の設定精度を向上させた
MRI装置を提供するものである。

〔課題を解決するための手段〕

本発明は、静磁場強度から決まる中心周波数の変動を
吸収した実際の中心周波数を設定する手段とを備えると
共に、この設定手段は、周波数エンコード傾斜磁場及び
位相エンコード傾斜磁場を印加せずにスライス方向傾斜
磁場のみを印加させる手段と、該スライス方向傾斜磁場
印加に同期して90゜パルス及び180゜パルスを照射する
手段と、該照射に対する前記検出手段で得た核磁気共鳴
信号をフーリエ変換する手段と、該得られたスペクトル
の周波数の平均を算出し、該平均周波数から中心周波数
を設定する手段と、より成る。

〔作 用〕

本発明によれば、MR信号のフーリエ変換から得たスペ
クトルの周波数の平均を算出し、これを中心周波数とし
て設定したが故に、精度のよい中心周波数を得ることが
でき、撮像における位置ずれをなくせる。

〔実施例〕

第３図は本発明によ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３図に示すように、静磁場発
生磁石２と、磁場勾配発生系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とを備えて成る。

上記静磁場発生磁石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強く均一な静磁場を発
生させるもので、上記被検体１の周りのある広がりをも
った空間に永久磁石方式または常電導方式あるいは超電
導方式の磁場発生手段が配置されている。磁場勾配発生
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、後述のシーケンサ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。そして、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11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１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１に照射されるように
なっている。受信系５は、被検体１の生体組織の原子核
の核磁気共鳴により放出される高周波信号（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1
5と直交位相検波器16とA/D変換器17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１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17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、その信号が信号系
６に送られるようになっている。この信号処理系６は、
中央処理装置（CPU）８と、磁気ディスク19及び磁気テ
ープ18等の記録装置と、CRT等のディスプレイ20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、任意断面の振動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
ディスプレイ20に断層像として表示位するようになって
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及び磁場勾配発生系３並びに受信系５に送り、上記
高周波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。

第１図は本発明の設定手段による処理例である。この
設定手段は、CPU8によるソフトウェア処理によって実現
できる。計測のタイムチャートは第２図に示す。

ステップ２−１……先ず、適当な中心周波数W₀を高周波
発振器11にセットする。これは手動でもよい。

ステップ２−２……次に、CPU8を通してシーケンサ７に
起動をかけ、計測を始める。この際、傾斜磁場Gz,Gx,Gy
の中で、スライス方向傾斜磁場Gzのみ印加し、位相エン
コード、周波数エンコードの傾斜磁場Gy,Gxは印加しな
い。このスライス方向傾斜磁場印加時に同期して、前記
W₀なる90゜パルス、及び180゜パルスを高周波パルス14a
を介して印加する。

ステップ２−３……MR信号を高周波コイル14bで検出
し、これをA/D変換器17をしてCPU8が取込む。

ステップ２−４……このA/D変換器17を介して取り込ん
だMRデータはCPU8内又は別に設けた一次元バッファに転
送し格納する。

ステップ２−５……計測終了後、一次元バッファに転送
されてきたNMRデータをCPU8又は専用のFET演算器で、フ
ーリエ変換する。

ステップ２−６……計測したデータは実部，虚部からな
る複素データであるので、CPU8又は専用の複素絶対値演
算器によって絶対値を計算し、これを別の一次元バッフ
ァに転送する。

ステップ２−７……この、別の一次元バッファ内の絶対
値（スペクトル）からピーク値を検出する。

ステップ２−８……このステップ２−７で得られたスペ
クトルには、ノイズ成分が含まれているため、ノイズ成
分の除去をはかる。そのために、ノイズ判定用閾値V_th
を設けておき、この閾値よりも大きいスペクトルを信号
成分として抽出する。ピーク値と閾値との一例を第４図
に示す。閾値よりも小さいピーク値の成分は除去し、閾
値よりも大きいピーク値の成分を信号成分として抽出し
た例（斜線部分）が示されている。

ステップ２−９……抽出された信号成分から周波数の平
均を求め、平均周波数を得る。平均周波数の算出式は、
重心計算法に従えば下記となる。

ここで、ｉ＝1,2,…,nであり、周波数の番号又は周波
数の数値そのものを示し、a_iは各周波数における信号レ
ベル（スペクトルの大きさ）を示す。但し、平均計算法
は、最小自乗法等の他法によってもよい。第４図の例で
は、P₁,P₂,P₃,P₄が信号成分としてのピーク例であり、
従来の最大ピーク法によればW₁だったのが、本実施例の
平均化法によればW₂となる（W₁＞W₂）。

ステップ２−10及び２−11……求められた平均周波数か
ら前記初期設定周波数W₀との差分W₂−W₁を求め、新しい
中心周波数を求める。尚、このステップはなくてもよ
い。W₂が中心周波数として設定するからである。差分を
計算上利用するときだけ、このステップ２−10及び２−
11は存在する。

ステップ２−12……該中心周波数W₂におけるスペクトル
のレベル値があらかじめプリセットされていたノイズレ
ベルである第２の閾値よりも大きいかを判定し、第２の
閾値よりも小さい場合には、正しくピーク検出がなされ
たなかっとして、ステップ２−13に進み、別の周波数レ
ンジW₀₁にセットする。具体的には現在の中心周波数に
ある増分を加えたり、減じたりする。その結果が予め規
定した枠外にないかどうかをステップ２−14で判定し、
枠外であれば異常終了する。枠内の場合には、ステップ
２−１へ戻り、同じ事をくり返して中心周波数の検出を
続ける。

該中心周波数におけるスペクトルのレベル値が、第２
の閾値以上の場合にはステップ２−15へ進み、この時の
中心周波数を高周波発振器17に、新しい中心周波数とし
てセットして処理を終了する。

このように本実施例によれば、撮像に先立って中心周
波数を検出する際に、スペクトルの平均より中心周波数
を求めることで、より精度の高い、位置ずれのない計測
を磁場ロックを使用しなくても簡便に実施することがで
きる。

本実施例の変形例を以下に示す。

（１）スライス方向傾斜磁場を印加せずに90゜および18
0゜、高周波パルスを印加して核磁気共鳴信号を計測
し、スペクトルを得、これから中心周波数を求めること
もできる。

（２）エコー信号形成のために180゜高周波パルスを用
いるのではなく、傾斜磁場を切り換えるようにしてもよ
い。

（３）（１）においてエコー信号形成のために180゜高
周波パルスを用いるのではなく、傾斜磁場を切り換える
ようにしてもよい。

〔発明の効果〕

本発明によれば、静磁場の変動があっても、その変動
後の中心周波数を精確に求めることができる。更に静磁
場補正用シムコイルを装置に装着する必要がなく、磁場
ロックに必要な回路も不要になり、さらに小さな被検体
受信信号が小さく、S/N比が悪い場合でも正確なスライ
ス位置の指定が可能となり、簡便で正確な位置補正をす
るMRI装置を提供することが可能となる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の設定手段の処理フロー図、第２図はそ
の計測タイムチャート、第３図は本発明のMRI装置の全
体構成図、第４図は本発明の平均化法の説明図、第５図
は従来例の説明図である。 １……被検体、２……静磁場発生磁石、３……磁場勾配
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、11……高周波発振器、12…
…変調器、13……高周波増幅器、14a……送信側の高周
波コイル、14b……受信側の高周波コイル、15……増幅
器、16……直交位相検波器、17……A/D変換器、18……
磁気ディスク、19……磁気テープ、20……ディスプレ
イ。

フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.⁶，ＤＢ名) A61B 5/055

Claims (1)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】被検体に静磁場を与える手段と、被検体に
   スライス方向傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、周波
   数エンコード傾斜磁場を所定のシーケンスに従って与え
   る手段と、被検体の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パルスを印加する印加
   手段と、核磁気共鳴信号を検出するための核磁気共鳴信
   号検出手段と、得られた核磁気共鳴信号をフーリエ変換
   して画像を再構成する手段とを有すると共に、静磁場強
   度から決まる中心周波数の変動を吸収した実際の中心周
   波数を設定する手段とを備えたMRI装置において、 上記設定手段は、周波数エンコード傾斜磁場及び位相エ
   ンコード傾斜磁場を印加せずにスライス方向傾斜磁場の
   みを印加させる手段と、該スライス方向傾斜磁場印加に
   同期して90゜パルス及び180゜パルスを照射する手段
   と、該照射に対する前記検出手段で得た核磁気共鳴信号
   をフーリエ変換する手段と、該得られたスペクトルの周
   波数の平均を算出し、該平均周波数から中心周波数を設
   定する手段と、よりなるMRI装置。