磁気共鳴イメージング装置
【課題】高い開放性を持つ静磁場発生源を用いるMRI装置を提供する。
【解決手段】静磁場発生装置は、撮像領域を挟んで配置される一対の磁極を備える構成であり、磁極の形状を、静磁場に直交する2方向のうち第1の方向の幅が、第2の方向の幅よりも小さい形状とする。これにより、静磁場発生装置の開放性を高めることができるため、被検体に対して閉所感を与えにくく、しかも、被検体へのアクセスが容易になる。さらに一対の磁極は、第1の方向の幅が、被検体に近づくにつれ徐々に小さくなる形状にすることができる。
【解決手段】静磁場発生装置は、撮像領域を挟んで配置される一対の磁極を備える構成であり、磁極の形状を、静磁場に直交する2方向のうち第1の方向の幅が、第2の方向の幅よりも小さい形状とする。これにより、静磁場発生装置の開放性を高めることができるため、被検体に対して閉所感を与えにくく、しかも、被検体へのアクセスが容易になる。さらに一対の磁極は、第1の方向の幅が、被検体に近づくにつれ徐々に小さくなる形状にすることができる。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【0001】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置(以下、MRI装置という)に関し、特に、静磁場発生源の開放性を向上させたMRI装置に関する。
【背景技術】
【0002】
最も普及しているMRI装置は、静磁場発生源として、図14に示したようなソレノイドコイルの原理を応用した円筒型磁石を用いている。このような円筒型磁石は、円筒の内部空間を撮影領域として用いるため、傾斜磁場コイル、RFコイルといった部品を円筒内部に挿入してMRI装置を構成し、被検体も円筒内部の撮像領域に挿入する。円筒型磁石の内部空間における静磁場の方向は、円筒の中心軸と一致しており、撮像領域を覆う静磁場発生源の立体角が大きいため、比較的強い磁場を均一に発生することが可能である。
【0003】
しかしながら、円筒型磁石を用いるMRI装置では、被検体によっては円筒の内部空間に挿入されることに対して不安を感じる人もいる。そこで、内部空間の閉所感を低減するため、最近では円筒の軸長Lを短くし、さらに両端部の径を中心部の径よりも広げてフレア状にすることにより、内部空間を見かけ上広くする改良が行われている。また、特許文献1には、円筒の軸長Lを極端に短縮し、開放性を向上させた円筒状静磁場発生源が開示されている。
【0004】
また、MRI装置の静磁場発生源としては、図15に示したような垂直方向の対向型磁石が例えば特許文献2等により知られている。対向型磁石は、2つに分離された磁場発生源11、12を、中心軸を一致させて垂直方向に間隔を開けて配置し、その間を撮影領域とする。磁場発生源として、超電導コイル、常電導コイルまたは永久磁石が用いられる。永久磁石型では、上下に配置された磁場発生源を支える柱(継鉄)13が、4本、2本、1本などのものがあり、それぞれ商用化されている。
【0005】
さらに別の静磁場発生源としては、図16に示したような水平方向の対向型磁石が例えば特許文献3等により知られている。
【0006】
また、非特許文献1ならびに特許文献4には、図17のような平板状の磁場発生源が提案されている。この磁場発生源は、対となる磁場発生源を用いないため上部が完全に開放されている。平板状磁場発生源に接する中央部の空間が撮像領域14となるため、被検体は平板状磁場発生源中心部に搭載される。
【0007】
特許文献5には、磁気ヘッドや核磁気共鳴顕微鏡用の磁場発生装置であって、微小空間に磁場を集中させるために、先端が円錐形状に加工されたポールピースを対向させた装置が提案されている。
【特許文献1】米国特許5,969,525号公報
【特許文献2】特開平9−289982号公報
【特許文献3】特開平8−299298号公報
【特許文献4】米国特許第47017361号公報
【特許文献5】特開昭63−306506号公報
【非特許文献1】D.Hawksworth:NewMagnet Design for MR, Magnetic Resonance Medicine 17,27-32(1991)
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【0008】
従来の図15または図16に記載した対向型磁石は、図14の円筒型の静磁場発生源と比較すると、開放性が高いため、MRI装置で撮像しながら手術するという用途に使用可能であった。しかしながら、一対の磁場発生源の間隔は、一般的には50−60cm程度であるため、術者による被検体へのアクセス性という面ではまだ問題がある。また、被検体にとっても、板状の一対の磁場発生源の間に配置されるという閉所感は残る。
【0009】
一方、図17に記載した平板状静磁場発生源を用いるMRI装置では、上部は開放空間となるが、十分な大きさの撮影領域(静磁場均一空間)14を確保しようとすると、磁場発生源の径が非常に大きくなる。このため、磁場発生源の脇にいる術者から被検体へアクセスすることは困難になり、手術中撮像の用途には不向きである。また、図15や図16のような磁石と同様の静磁場均一度の撮像領域を確保することは難しく、従来の均一静磁場に線形の傾斜磁場を重畳して画像を作成する方法をそのまま適用するのは不可能であるため、新規な画像再構成アルゴリズムを確立することが必要である
【0010】
特許文献5に開示されている磁場発生装置は、先端が円錐形状であるため周囲に対する開放性はあるが、磁気ヘッドや核磁気共鳴顕微鏡をその用途としており、そのままMRI装置に用いることはできない。その理由は、MRI装置では、2次元以上の画像を再構成するために位置情報を付加することが必須となるが、特許文献5の磁場発生装置は1点の微小領域に磁場を集中するため、位置情報を付加することが困難なためである。
【0011】
本発明の目的は、高い開放性を持つ静磁場発生装置を用いるMRI装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【0012】
上記目的を達成するために、本発明では以下のようなMRI装置を提供する。すなわち、磁気共鳴イメージング装置において、被検体が配置される撮像領域に静磁場を発生する静磁場発生装置は、撮像領域を挟んで配置される一対の磁極を備える構成である。一対の磁極のうち少なくとも一方は、静磁場方向と直交する2方向のうち第1の方向の幅が、第2の方向の幅よりも小さい形状とする。これにより、静磁場発生装置の開放性を高めることができるため、被検体に対して閉所感を与えにくく、しかも、被検体へのアクセスが容易になる。
【0013】
上記一対の磁極はいずれも、第1の方向の幅が、前記静磁場の中心に近づくにつれ徐々に小さくなる形状にすることができる。これにより、磁極の断面形状は、三角形や台形等になるため、さらに開放性が高まると共に、被検体に向かって磁場が集中するため高磁場を比較的容易に形成できる。
【0014】
上記一対の磁極は、上下に対向して配置され、少なくとも上側磁極は、第1の方向の幅が第2の方向の幅より小さい構成にすることができる。
【0015】
撮像領域に傾斜磁場を印加するための傾斜磁場発生源は、撮像領域を取り囲むように配置することができる。その一部は一対の磁極の側面に沿って配置することができる。
【0016】
上記MRI装置において、撮像領域に所定の方向の傾斜磁場を印加するための傾斜磁場発生源と、被検体に高周波磁場パルスを印加するための高周波コイルと、撮像領域において被検体を第1の方向に移動させる駆動機能付きベッドと、傾斜磁場発生源と高周波コイルと駆動機能付きベッドとを制御して所定の撮像パルスシーケンスを実行する制御部とを有する構成とすることができる。このとき制御部は、第1の方向の傾斜磁場と高周波磁場パルスを印加することにより被検体の所定スライスの磁化を励起し、磁気共鳴信号を取得する動作を該所定スライスから所定数のデータが得られるまで繰り返すパルスシーケンスを、被検体を第1の方向に連続的に移動させながら行うようにすることができる。高周波磁場パルスを印加するごとにその周波数を、傾斜磁場の傾斜に応じて変化させることにより、連続的に移動する被検体の同一のスライスを励起することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【0017】
以下、本発明の実施の形態のMRI装置を図面を用いて説明する。
第1の本実施の形態のMRI装置の構成について図1を用いて説明する。本実施の形態のMRI装置は、静磁場発生装置101と、ベッド103と、高周波磁場(RF)コイル104と、傾斜磁場コイル105とを有している。これらは、シールドルーム1の内部に配置されている。静磁場発生装置101は、均一静磁場空間である撮像領域200を形成する。ベッド103は、被検体102を搭載し、撮像領域200に配置する。RFコイル104は、高周波磁場(RF)パルスを被検体102に照射し、この印加により被検体102から発生される磁気共鳴(MR)信号を受信する。傾斜磁場コイル105は、撮像領域200にX方向、Y方向、Z方向の傾斜磁場を印加する。
【0018】
静磁場発生装置101の形状を、図2の斜視図、図3の正面図、図4の断面図を用いて説明する。静磁場発生装置101は、被検体102を挟んで上側と下側にそれぞれ配置される磁極201、202と、それらを接続する柱状の継鉄203と、磁場発生源204とを有している。磁極201、202は、強磁性材料により形成されている。磁場発生源204としては、図2では常電導コイルを用いた場合を示しているが、常電導コイルに限らず超電導コイルや永久磁石を用いることができる。磁場発生源204として常電導コイルまたは超電導コイルを用いる場合には、継鉄203は強磁性材料により形成し、磁場発生源204として永久磁石を用いる場合には、継鉄203そのものを永久磁石により形成し、継鉄203と磁場発生源204とを兼用させる。なお、磁場発生源204として、超電導コイルを用いる場合には、継鉄203と超電導コイルを取り囲むようにクライオ容器を配置する。
【0019】
上下の磁極201、202の外形は、図2に示したように体軸(Z軸)方向の幅Lが、体幅(X軸)方向の幅Wよりも小さい形状であり、しかもその断面(YZ面)形状は、図4に示すように、被検体102に近づくにつれて幅Lが徐々に小さくなる形状(ここでは三角形)である。すなわち、磁極201、202は、三角柱を水平に配置した形状になっている。これにより、磁極201、202の被検体102に最も近い先端部は、体軸(Z軸)方向に厚みを持たないため開放性が高く、図5に示したようにベッド103に搭載されて磁極201,202間に配置される被検体102に対して閉所感をほとんど与えない。また、MRI装置で撮像しながら手術を行う用途においても、手術者の被検体102へのアクセスが容易になる。また、磁極201、202の先端には、体軸方向には先鋭で、体幅方向には均一磁場を生成するために磁極板(ポールピース)205が配置されている。
【0020】
静磁場発生装置101が形成する均一磁場空間(撮像領域200)の形状は、図1、図3および図4に示したように、体軸方向に薄い扁平な形状である。すなわち、YZ面の断面形状はZ方向の径が小さい楕円形であって、XY面の断面形状はほぼ円形であり、その直径が被検体102の幅よりも大きい。撮像領域200の磁場強度は、磁極201,202の形状に起因して先端部に磁束が集中するため、静磁場発生源204として永久磁石を用いる方式であっても1.0Tに近い均一磁場空間を形成することが容易であり、比較的低コストに高磁場を形成することができる。
【0021】
傾斜磁場コイル105は、図3のようにX軸方向の傾斜磁場を発生するX軸傾斜磁場コイル105aと、Y軸方向の傾斜磁場を発生するY軸傾斜磁場コイル105bと、Z軸方向の傾斜磁場を発生するZ軸傾斜磁場コイル105cとを有する。X軸傾斜磁場コイル105aは、板状の基材に搭載され、図3,図5に示したように撮像領域200を挟んで左右に一対配置されている。Y軸傾斜磁場コイル105bは、静磁場発生装置101の傾斜した外形に沿って、撮像領域200を挟んで上下に一対配置されている。Z軸傾斜磁場コイル105cは、撮像領域200を取り囲むリング状であり、X軸およびY軸傾斜磁場コイル105a、105bと重なるように配置されている。また、XYZ軸傾斜磁場コイル105a、105b、105cは、図5に示したように、磁極201,202の手前側の傾斜面と、裏側の傾斜面にそれぞれ一組ずつ配置され、撮像領域200の傾斜磁場の精度を向上させている。
【0022】
このように、本実施の形態のMRI装置は、図5に示したように静磁場発生装置101の奥行き(Z軸方向)が薄いため、見かけ上はCT(コンピュータ断層撮像)装置のような形状の薄型のMRI装置となっている。
【0023】
なお、図1に示したように、XYZ軸傾斜磁場コイル105a,105b,105cには、通常のMRI装置と同様に傾斜磁場電源109が接続されている。RFコイル104には、高周波電流を供給する高周波電源108と、受信したエコー信号を増幅する増幅器114が接続されている。高周波電源108には、所望の周波数の高周波信号を出力するシンセサイザ112が接続され、高周波磁場コイル104に受け渡す高周波電流の周波数を制御している。増幅器114には、増幅後の信号をA/D変換し検波する受信器115が接続されている。受信器115が検出したMR信号は、画像処理装置118に受け渡され、画像再構成される。再構成した画像は、ディスプレイ119に表示される。
【0024】
傾斜磁場電源109、シンセサイザ112には、これらの動作を制御するシーケンサ116が接続されている。シーケンサ116は、内蔵するメモリに予め格納されているプログラムを読み込んで実行することにより、接続されている各部に所定のタイミングで制御信号を出力して動作させ、撮像パルスシーケンスを実行させる。パルスシーケンスのパラメータとなる具体的な撮像条件は、予め設定された条件、または入力部121により画像処理装置118がオペレータより受け付けた条件が用いられる。
【0025】
パルスシーケンス実行時の各部の動作について説明する。1つのスライスについての2次元画像を取得する場合には、従来と同様に例えば図6のような撮像パルスシーケンスを用いる。図6に示したパルスシーケンスは、一般的にTrueFISPと呼ばれるグラディエントエコー系のシーケンスであり、高周波磁場パルス604を交互に反転させるシーケンスである。
【0026】
まず、被検体102をベッド103に搭載し、撮像したいスライスを撮像領域200内に位置させる。ここでは、撮像視野(FOV)をXY平面に一致させる。入力部121を介してオペレータにより指定された撮影条件に従い、シーケンサ116は、傾斜磁場電源109に制御信号を送信し、図6に示したような所定のタイミングで、XYZ軸傾斜磁場コイル105a、105b、105cからXYZ方向の傾斜磁場Gx、Gy、Gzを発生させる。傾斜磁場(Gz)601はスライス面決定の傾斜磁場であり、傾斜磁場(Gy)602は位相エンコード傾斜磁場であり、傾斜磁場(Gx)603は読み出し傾斜磁場である。また、これら傾斜磁場601、602、603による磁化の乱れを補償する補償傾斜磁場606、607、608等を印加する。
【0027】
シーケンサ116は、シンセサイザ112に命令を送信して所定の高周波電流波形を高周波磁場コイル104に受け渡すことにより、スライス決定の傾斜磁場601と同じタイミングで高周波磁場パルス(RFパルス)604を発生させ、被検体102に印加する。被検体102から発生したMR信号605は、高周波磁場コイル104により受信される。このシーケンスを位相エンコード傾斜磁場602の大きさを変化させながら、画像再構成に必要な所定数(例えば256個)のデータが得られるまで所定の時間TRで繰り返す。
【0028】
高周波磁場コイル104で受信されたMR信号605は、増幅器114で増幅され、受信器115でA/D変換と検波が行われる。検波されたMR信号605は、画像処理装置118に送られて画像再構成処理が適用される。画像再構成等の結果はディスプレイ119に表示される。
【0029】
つぎに、被検体102の複数のスライスを連続して撮像する場合のパルスシーケンスについて説明する。本実施の形態では、ベッド103を一定速度で連続して移動させながら、所望の複数スライスを順次撮像していく。すなわち、1スライスにつき所定数(例えば256個)のデータが得られたならば、次のスライスにつきデータを所定数取得するという手順を繰り返すことにより複数のスライスを連続して撮像する。ベッド103を一定速度で連続して移動させる手法を用いることにより、スライス毎にベッド103を停止させる手法と比較して、ベッド103をスライス毎に停止させ位置合わせする時間が不要であるため、短時間で複数スライスのデータを取得することができる。
【0030】
本実施の形態のようにベッド103を連続して移動させる方法では、1スライスについて所定数のデータを取得している最中にもベッド103は一定速度で移動するため、撮影中のスライスが、所定数のデータが取得されるまで撮像領域200の外に出ないように、ベッド103の移動速度を設定する必要がある。すなわち、撮像領域200のZ方向の径をベッド103が移動するのに要する時間が、所定数のデータ取得時間=繰り返し時間TR×繰り返し数(データ数)より大きくなるようにベッドの移動速度を設定する。
【0031】
RFパルス604によって励起されるスライスは、傾斜磁場GzとRFパルス604の周波数によって決定されるが、ベッド103の移動により撮像スライスが撮像領域200を移動するため、撮像スライスに印加される傾斜磁場Gzの大きさがその印加時点でスライスが存在する位置によって異なる。そこで、位相エンコード毎に、その時点で撮像すべきスライスに印加されている傾斜磁場Gzの大きさに応じて、図7に示したように高周波磁場パルス604の周波数を毎回Δωづつ変更し、最終位相エンコードまで常に同一のスライスが励起されるようにコントロールする。
【0032】
具体的な周波数Δωは、次のように定める。すなわち、1繰り返し時間TR間にベッド103が移動するZ方向の距離をΔZとし、Z方向の傾斜磁場強度の傾斜値をΔGz(mT/m)、磁気回転比をγとした場合、Δωは、
Δω=γΔGz×ΔZ
により決定される。
【0033】
これにより、ベッド103を移動させながら1枚のスライスを継続して励起できるため、画像再構成に必要なデータを連続的に取得することができる。これを所定数のスライスについて繰り返すことにより、短時間で複数のスライス像を連続して得ることができる。
【0034】
例えば、ベッド103の移動速度を、1cm/秒であるとし、図6に示したシーケンスにより、256位相エンコードを用いて1枚分の画像データを取得する場合、TR5msとすると1.28秒で撮像が完了する。全身を撮像することを考えた場合、2000mmの領域をスライス厚10mmで撮像すると、全体で200×1.28秒=256秒=4分16秒で撮像が完了する。一方、ベッド103の移動速度を2倍の2cm/秒とすると、スライス厚5mmで全身を同じ4分16秒で撮像でき、スライス厚10mmであれば半分の2分8秒で撮像できる。
【0035】
つぎに、本発明の別の実施の形態の静磁場発生装置801を図8〜図10を用いて説明する。静磁場発生装置801は、磁極201,202の被検体101に対向する部分が、Z方向に幅を有し、面になっており、断面形状が台形になっている。これ以外の部分の形状は、図1〜図5の静磁場発生装置101と同じである。すなわち、磁極201,202は、体軸(Z軸)方向の最大幅Lは、体幅(X軸)方向の幅Wよりも小さく、しかも、体軸方向の幅Lは、被検体102に近い部分ほど徐々に小さくなる形状である。静磁場発生装置801を用いることにより、高い開放性を維持しながら、図9に示したように撮像領域200のZ方向の径を広げることができる。
【0036】
静磁場発生装置801は、撮像領域200のZ方向の径が広いため、ベッド103の移動速度を速くしても、1スライスのデータ取得完了までそのスライスが撮像領域200の中にとどまる。このため静磁場発生装置101を用いることにより、ベッド103の移動速度を速くすることが可能であり、撮像時間を短縮することができるという効果が得られる。
【0037】
また、本実施の形態のMRI装置で行う撮像パルスシーケンスは、上述した図6のシーケンスに限定されるものではなく、別の撮像パルスシーケンスで撮像することもできる。図11および図12を用いて説明する。この撮像パルスシーケンスは、k空間の計測軌跡が図11に示したようにスパイラル状になる撮像方法である。すなわち、図11の計測軌跡は、縦軸が時間軸k、横軸がk空間におけるX方向、Y方向をそれぞれ示しており、k空間の原点からk空間をスパイラル状に計測することにより、1枚の断層像をデータを取得する。このようにスパイラル状に計測することにより1枚の断層像を短時間に撮像することができる。図12に、図11の計測軌跡を得るための具体的な撮像パルスシーケンスを示す。RFパルス121およびZ方向傾斜磁場122により撮像すべきスライスを励起したのち、位相エンコード方向傾斜磁場(Gy)および読み出し方向傾斜磁場(Gx)をそれぞれt×sin(nt)、t×cos(nt)で波形で振動させながら印加する。ここでnは、計測の速度に応じて設定した任意の値である。このような撮像パルスシーケンスにおいてベッド103が一定速度で移動しているため、RFパルス121で励起されたスライスが移動し、図11のような時間軸方向に引き延ばされたスパイラル状の計測軌跡となるが、データが取得されているスライスは同一スライスである。得られたデータにより、当該スライスの断面像を再構成することができる。また、図12の撮像パルスシーケンスを順次隣接するスライスに対して適用していくことにより、多スライスについて情報を得ることが可能である。
【0038】
本実施の形態のMRI装置で行うことのできるさらに別の撮像パルスシーケンスを図13を用いて説明する。この撮像方法は、ラジアル計測を図13のようにk空間のZ軸方向にずらしながら連続的に行うことにより、kx,ky,kzの各方向の3次元データを取得する。ここでいうラジアル計測とは、プロジェクションタイプの計測において、投影角度を毎回わずかづつ変更しながら360度以上計測することにより、k空間における計測軌跡がk空間の原点を中心に放射状になるように計測する方法である。kz軸方向に計測軌跡をずらす動作は、計測中にベッド103を連続的に移動させることによって実現する。図13のように、360度以上の回転(図13では4回転)でのラジアル計測を実施し、計測軌跡からはずれている位置のデータをそれに隣接する計測軌跡上のデータから補間演算により得ることができる。これにより、k空間の3次元データを得ることができるため、被検体102の任意の位置の断面像や、3次元画像を再構成することができる。
【0039】
上述してきた実施の形態のように、本発明によれば、高い開放性を持つ静磁場発生源を用いるMRI装置を提供することができ、これを用いて被検体の任意の位置の断面像や3次元画像を取得することができる。
【0040】
上述してきた実施の形態では、上下に対向する磁極201、202の形状が同じ形状で対称に配置されている場合について説明したが、本発明は上記構成に限定されるものではなく、上側の磁極201と下側の磁極202の形状が異なり、非対称であってもよい。例えば、一方の磁極は、上述の図2ならびに図8のように体軸方向に幅の狭い構成とし、他方の磁極は、従来のように円盤状にすることができる。この場合、体軸方向に幅の狭い磁極は、被検体の視野に入る上側の磁極201として用いることが望ましい。被検体の視野に入らない下側の磁極201は、円盤状であってもよい。このように上側の磁極201のみを体軸方向にhばの狭い構造にした場合であっても、被検体に対して開放感を与えることができ、また、操作者や術者が被検体の上方からのアクセスも容易であるという効果が得られる。
【図面の簡単な説明】
【0041】
【図1】本実施の形態のMRI装置の全体構成を示すブロック図。
【図2】図1のMRI装置の静磁場発生装置101の斜視図。
【図3】図2の静磁場発生装置101のZ方向の正面図。
【図4】図2の静磁場発生装置101の断面図。
【図5】図2の静磁場発生装置101にベッド103と傾斜磁場コイル105を配置した斜視図。
【図6】本実施の形態のMRI装置で行う撮像パルスシーケンスを示す説明図。
【図7】図6の撮像パルスシーケンスにおいて各スライスの位相エンコード毎にRFパルスの周波数をΔω変更することを示すグラフ。
【図8】本実施の形態のMRI装置に用いることのできる別の静磁場発生装置801の斜視図。
【図9】図8の静磁場発生装置801の断面と撮像領域200とを示す説明図。
【図10】図8の静磁場発生装置にベッド103を配置した斜視図。
【図11】本実施の形態のMRI装置で行うことのできる別の撮像パルシーケンスのk空間の計測軌跡を示すグラフ。
【図12】図11の撮像パルシーケンスを示す説明図。
【図13】本実施の形態のMRI装置で行うことのできるさらに別の撮像パルシーケンスのk空間の計測軌跡を示すグラフ。
【図14】従来のMRI装置用円筒型磁石を示す斜視図。
【図15】従来のMRI装置用垂直方向対向型磁石を示す斜視図。
【図16】従来のMRI装置用水平方向対向型磁石を示す斜視図。
【図17】従来のMRI装置用平板状磁場発生源と撮像領域14を示す斜視図。
【符号の説明】
【0042】
101・・・静磁場発生装置、102・・・被検体、103・・・ベッド、104・・・高周波磁場(RF)コイル、105・・・傾斜磁場コイル、105a・・・X軸傾斜磁場コイル、105b・・・Y軸傾斜磁場コイル、105c・・・Z軸傾斜磁場コイル、108・・・高周波電源、109・・・傾斜磁場電源、112・・・シンセサイザ、114・・・増幅器、115・・・受信器、116・・・シーケンサ、118・・・画像処理装置、119・・・ディスプレイ、121・・・入力部、200・・・撮像領域、201、202・・・磁極、203・・・継鉄、204・・・磁場発生源、801・・・静磁場発生装置。
【技術分野】
【0001】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置(以下、MRI装置という)に関し、特に、静磁場発生源の開放性を向上させたMRI装置に関する。
【背景技術】
【0002】
最も普及しているMRI装置は、静磁場発生源として、図14に示したようなソレノイドコイルの原理を応用した円筒型磁石を用いている。このような円筒型磁石は、円筒の内部空間を撮影領域として用いるため、傾斜磁場コイル、RFコイルといった部品を円筒内部に挿入してMRI装置を構成し、被検体も円筒内部の撮像領域に挿入する。円筒型磁石の内部空間における静磁場の方向は、円筒の中心軸と一致しており、撮像領域を覆う静磁場発生源の立体角が大きいため、比較的強い磁場を均一に発生することが可能である。
【0003】
しかしながら、円筒型磁石を用いるMRI装置では、被検体によっては円筒の内部空間に挿入されることに対して不安を感じる人もいる。そこで、内部空間の閉所感を低減するため、最近では円筒の軸長Lを短くし、さらに両端部の径を中心部の径よりも広げてフレア状にすることにより、内部空間を見かけ上広くする改良が行われている。また、特許文献1には、円筒の軸長Lを極端に短縮し、開放性を向上させた円筒状静磁場発生源が開示されている。
【0004】
また、MRI装置の静磁場発生源としては、図15に示したような垂直方向の対向型磁石が例えば特許文献2等により知られている。対向型磁石は、2つに分離された磁場発生源11、12を、中心軸を一致させて垂直方向に間隔を開けて配置し、その間を撮影領域とする。磁場発生源として、超電導コイル、常電導コイルまたは永久磁石が用いられる。永久磁石型では、上下に配置された磁場発生源を支える柱(継鉄)13が、4本、2本、1本などのものがあり、それぞれ商用化されている。
【0005】
さらに別の静磁場発生源としては、図16に示したような水平方向の対向型磁石が例えば特許文献3等により知られている。
【0006】
また、非特許文献1ならびに特許文献4には、図17のような平板状の磁場発生源が提案されている。この磁場発生源は、対となる磁場発生源を用いないため上部が完全に開放されている。平板状磁場発生源に接する中央部の空間が撮像領域14となるため、被検体は平板状磁場発生源中心部に搭載される。
【0007】
特許文献5には、磁気ヘッドや核磁気共鳴顕微鏡用の磁場発生装置であって、微小空間に磁場を集中させるために、先端が円錐形状に加工されたポールピースを対向させた装置が提案されている。
【特許文献1】米国特許5,969,525号公報
【特許文献2】特開平9−289982号公報
【特許文献3】特開平8−299298号公報
【特許文献4】米国特許第47017361号公報
【特許文献5】特開昭63−306506号公報
【非特許文献1】D.Hawksworth:NewMagnet Design for MR, Magnetic Resonance Medicine 17,27-32(1991)
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【0008】
従来の図15または図16に記載した対向型磁石は、図14の円筒型の静磁場発生源と比較すると、開放性が高いため、MRI装置で撮像しながら手術するという用途に使用可能であった。しかしながら、一対の磁場発生源の間隔は、一般的には50−60cm程度であるため、術者による被検体へのアクセス性という面ではまだ問題がある。また、被検体にとっても、板状の一対の磁場発生源の間に配置されるという閉所感は残る。
【0009】
一方、図17に記載した平板状静磁場発生源を用いるMRI装置では、上部は開放空間となるが、十分な大きさの撮影領域(静磁場均一空間)14を確保しようとすると、磁場発生源の径が非常に大きくなる。このため、磁場発生源の脇にいる術者から被検体へアクセスすることは困難になり、手術中撮像の用途には不向きである。また、図15や図16のような磁石と同様の静磁場均一度の撮像領域を確保することは難しく、従来の均一静磁場に線形の傾斜磁場を重畳して画像を作成する方法をそのまま適用するのは不可能であるため、新規な画像再構成アルゴリズムを確立することが必要である
【0010】
特許文献5に開示されている磁場発生装置は、先端が円錐形状であるため周囲に対する開放性はあるが、磁気ヘッドや核磁気共鳴顕微鏡をその用途としており、そのままMRI装置に用いることはできない。その理由は、MRI装置では、2次元以上の画像を再構成するために位置情報を付加することが必須となるが、特許文献5の磁場発生装置は1点の微小領域に磁場を集中するため、位置情報を付加することが困難なためである。
【0011】
本発明の目的は、高い開放性を持つ静磁場発生装置を用いるMRI装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【0012】
上記目的を達成するために、本発明では以下のようなMRI装置を提供する。すなわち、磁気共鳴イメージング装置において、被検体が配置される撮像領域に静磁場を発生する静磁場発生装置は、撮像領域を挟んで配置される一対の磁極を備える構成である。一対の磁極のうち少なくとも一方は、静磁場方向と直交する2方向のうち第1の方向の幅が、第2の方向の幅よりも小さい形状とする。これにより、静磁場発生装置の開放性を高めることができるため、被検体に対して閉所感を与えにくく、しかも、被検体へのアクセスが容易になる。
【0013】
上記一対の磁極はいずれも、第1の方向の幅が、前記静磁場の中心に近づくにつれ徐々に小さくなる形状にすることができる。これにより、磁極の断面形状は、三角形や台形等になるため、さらに開放性が高まると共に、被検体に向かって磁場が集中するため高磁場を比較的容易に形成できる。
【0014】
上記一対の磁極は、上下に対向して配置され、少なくとも上側磁極は、第1の方向の幅が第2の方向の幅より小さい構成にすることができる。
【0015】
撮像領域に傾斜磁場を印加するための傾斜磁場発生源は、撮像領域を取り囲むように配置することができる。その一部は一対の磁極の側面に沿って配置することができる。
【0016】
上記MRI装置において、撮像領域に所定の方向の傾斜磁場を印加するための傾斜磁場発生源と、被検体に高周波磁場パルスを印加するための高周波コイルと、撮像領域において被検体を第1の方向に移動させる駆動機能付きベッドと、傾斜磁場発生源と高周波コイルと駆動機能付きベッドとを制御して所定の撮像パルスシーケンスを実行する制御部とを有する構成とすることができる。このとき制御部は、第1の方向の傾斜磁場と高周波磁場パルスを印加することにより被検体の所定スライスの磁化を励起し、磁気共鳴信号を取得する動作を該所定スライスから所定数のデータが得られるまで繰り返すパルスシーケンスを、被検体を第1の方向に連続的に移動させながら行うようにすることができる。高周波磁場パルスを印加するごとにその周波数を、傾斜磁場の傾斜に応じて変化させることにより、連続的に移動する被検体の同一のスライスを励起することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【0017】
以下、本発明の実施の形態のMRI装置を図面を用いて説明する。
第1の本実施の形態のMRI装置の構成について図1を用いて説明する。本実施の形態のMRI装置は、静磁場発生装置101と、ベッド103と、高周波磁場(RF)コイル104と、傾斜磁場コイル105とを有している。これらは、シールドルーム1の内部に配置されている。静磁場発生装置101は、均一静磁場空間である撮像領域200を形成する。ベッド103は、被検体102を搭載し、撮像領域200に配置する。RFコイル104は、高周波磁場(RF)パルスを被検体102に照射し、この印加により被検体102から発生される磁気共鳴(MR)信号を受信する。傾斜磁場コイル105は、撮像領域200にX方向、Y方向、Z方向の傾斜磁場を印加する。
【0018】
静磁場発生装置101の形状を、図2の斜視図、図3の正面図、図4の断面図を用いて説明する。静磁場発生装置101は、被検体102を挟んで上側と下側にそれぞれ配置される磁極201、202と、それらを接続する柱状の継鉄203と、磁場発生源204とを有している。磁極201、202は、強磁性材料により形成されている。磁場発生源204としては、図2では常電導コイルを用いた場合を示しているが、常電導コイルに限らず超電導コイルや永久磁石を用いることができる。磁場発生源204として常電導コイルまたは超電導コイルを用いる場合には、継鉄203は強磁性材料により形成し、磁場発生源204として永久磁石を用いる場合には、継鉄203そのものを永久磁石により形成し、継鉄203と磁場発生源204とを兼用させる。なお、磁場発生源204として、超電導コイルを用いる場合には、継鉄203と超電導コイルを取り囲むようにクライオ容器を配置する。
【0019】
上下の磁極201、202の外形は、図2に示したように体軸(Z軸)方向の幅Lが、体幅(X軸)方向の幅Wよりも小さい形状であり、しかもその断面(YZ面)形状は、図4に示すように、被検体102に近づくにつれて幅Lが徐々に小さくなる形状(ここでは三角形)である。すなわち、磁極201、202は、三角柱を水平に配置した形状になっている。これにより、磁極201、202の被検体102に最も近い先端部は、体軸(Z軸)方向に厚みを持たないため開放性が高く、図5に示したようにベッド103に搭載されて磁極201,202間に配置される被検体102に対して閉所感をほとんど与えない。また、MRI装置で撮像しながら手術を行う用途においても、手術者の被検体102へのアクセスが容易になる。また、磁極201、202の先端には、体軸方向には先鋭で、体幅方向には均一磁場を生成するために磁極板(ポールピース)205が配置されている。
【0020】
静磁場発生装置101が形成する均一磁場空間(撮像領域200)の形状は、図1、図3および図4に示したように、体軸方向に薄い扁平な形状である。すなわち、YZ面の断面形状はZ方向の径が小さい楕円形であって、XY面の断面形状はほぼ円形であり、その直径が被検体102の幅よりも大きい。撮像領域200の磁場強度は、磁極201,202の形状に起因して先端部に磁束が集中するため、静磁場発生源204として永久磁石を用いる方式であっても1.0Tに近い均一磁場空間を形成することが容易であり、比較的低コストに高磁場を形成することができる。
【0021】
傾斜磁場コイル105は、図3のようにX軸方向の傾斜磁場を発生するX軸傾斜磁場コイル105aと、Y軸方向の傾斜磁場を発生するY軸傾斜磁場コイル105bと、Z軸方向の傾斜磁場を発生するZ軸傾斜磁場コイル105cとを有する。X軸傾斜磁場コイル105aは、板状の基材に搭載され、図3,図5に示したように撮像領域200を挟んで左右に一対配置されている。Y軸傾斜磁場コイル105bは、静磁場発生装置101の傾斜した外形に沿って、撮像領域200を挟んで上下に一対配置されている。Z軸傾斜磁場コイル105cは、撮像領域200を取り囲むリング状であり、X軸およびY軸傾斜磁場コイル105a、105bと重なるように配置されている。また、XYZ軸傾斜磁場コイル105a、105b、105cは、図5に示したように、磁極201,202の手前側の傾斜面と、裏側の傾斜面にそれぞれ一組ずつ配置され、撮像領域200の傾斜磁場の精度を向上させている。
【0022】
このように、本実施の形態のMRI装置は、図5に示したように静磁場発生装置101の奥行き(Z軸方向)が薄いため、見かけ上はCT(コンピュータ断層撮像)装置のような形状の薄型のMRI装置となっている。
【0023】
なお、図1に示したように、XYZ軸傾斜磁場コイル105a,105b,105cには、通常のMRI装置と同様に傾斜磁場電源109が接続されている。RFコイル104には、高周波電流を供給する高周波電源108と、受信したエコー信号を増幅する増幅器114が接続されている。高周波電源108には、所望の周波数の高周波信号を出力するシンセサイザ112が接続され、高周波磁場コイル104に受け渡す高周波電流の周波数を制御している。増幅器114には、増幅後の信号をA/D変換し検波する受信器115が接続されている。受信器115が検出したMR信号は、画像処理装置118に受け渡され、画像再構成される。再構成した画像は、ディスプレイ119に表示される。
【0024】
傾斜磁場電源109、シンセサイザ112には、これらの動作を制御するシーケンサ116が接続されている。シーケンサ116は、内蔵するメモリに予め格納されているプログラムを読み込んで実行することにより、接続されている各部に所定のタイミングで制御信号を出力して動作させ、撮像パルスシーケンスを実行させる。パルスシーケンスのパラメータとなる具体的な撮像条件は、予め設定された条件、または入力部121により画像処理装置118がオペレータより受け付けた条件が用いられる。
【0025】
パルスシーケンス実行時の各部の動作について説明する。1つのスライスについての2次元画像を取得する場合には、従来と同様に例えば図6のような撮像パルスシーケンスを用いる。図6に示したパルスシーケンスは、一般的にTrueFISPと呼ばれるグラディエントエコー系のシーケンスであり、高周波磁場パルス604を交互に反転させるシーケンスである。
【0026】
まず、被検体102をベッド103に搭載し、撮像したいスライスを撮像領域200内に位置させる。ここでは、撮像視野(FOV)をXY平面に一致させる。入力部121を介してオペレータにより指定された撮影条件に従い、シーケンサ116は、傾斜磁場電源109に制御信号を送信し、図6に示したような所定のタイミングで、XYZ軸傾斜磁場コイル105a、105b、105cからXYZ方向の傾斜磁場Gx、Gy、Gzを発生させる。傾斜磁場(Gz)601はスライス面決定の傾斜磁場であり、傾斜磁場(Gy)602は位相エンコード傾斜磁場であり、傾斜磁場(Gx)603は読み出し傾斜磁場である。また、これら傾斜磁場601、602、603による磁化の乱れを補償する補償傾斜磁場606、607、608等を印加する。
【0027】
シーケンサ116は、シンセサイザ112に命令を送信して所定の高周波電流波形を高周波磁場コイル104に受け渡すことにより、スライス決定の傾斜磁場601と同じタイミングで高周波磁場パルス(RFパルス)604を発生させ、被検体102に印加する。被検体102から発生したMR信号605は、高周波磁場コイル104により受信される。このシーケンスを位相エンコード傾斜磁場602の大きさを変化させながら、画像再構成に必要な所定数(例えば256個)のデータが得られるまで所定の時間TRで繰り返す。
【0028】
高周波磁場コイル104で受信されたMR信号605は、増幅器114で増幅され、受信器115でA/D変換と検波が行われる。検波されたMR信号605は、画像処理装置118に送られて画像再構成処理が適用される。画像再構成等の結果はディスプレイ119に表示される。
【0029】
つぎに、被検体102の複数のスライスを連続して撮像する場合のパルスシーケンスについて説明する。本実施の形態では、ベッド103を一定速度で連続して移動させながら、所望の複数スライスを順次撮像していく。すなわち、1スライスにつき所定数(例えば256個)のデータが得られたならば、次のスライスにつきデータを所定数取得するという手順を繰り返すことにより複数のスライスを連続して撮像する。ベッド103を一定速度で連続して移動させる手法を用いることにより、スライス毎にベッド103を停止させる手法と比較して、ベッド103をスライス毎に停止させ位置合わせする時間が不要であるため、短時間で複数スライスのデータを取得することができる。
【0030】
本実施の形態のようにベッド103を連続して移動させる方法では、1スライスについて所定数のデータを取得している最中にもベッド103は一定速度で移動するため、撮影中のスライスが、所定数のデータが取得されるまで撮像領域200の外に出ないように、ベッド103の移動速度を設定する必要がある。すなわち、撮像領域200のZ方向の径をベッド103が移動するのに要する時間が、所定数のデータ取得時間=繰り返し時間TR×繰り返し数(データ数)より大きくなるようにベッドの移動速度を設定する。
【0031】
RFパルス604によって励起されるスライスは、傾斜磁場GzとRFパルス604の周波数によって決定されるが、ベッド103の移動により撮像スライスが撮像領域200を移動するため、撮像スライスに印加される傾斜磁場Gzの大きさがその印加時点でスライスが存在する位置によって異なる。そこで、位相エンコード毎に、その時点で撮像すべきスライスに印加されている傾斜磁場Gzの大きさに応じて、図7に示したように高周波磁場パルス604の周波数を毎回Δωづつ変更し、最終位相エンコードまで常に同一のスライスが励起されるようにコントロールする。
【0032】
具体的な周波数Δωは、次のように定める。すなわち、1繰り返し時間TR間にベッド103が移動するZ方向の距離をΔZとし、Z方向の傾斜磁場強度の傾斜値をΔGz(mT/m)、磁気回転比をγとした場合、Δωは、
Δω=γΔGz×ΔZ
により決定される。
【0033】
これにより、ベッド103を移動させながら1枚のスライスを継続して励起できるため、画像再構成に必要なデータを連続的に取得することができる。これを所定数のスライスについて繰り返すことにより、短時間で複数のスライス像を連続して得ることができる。
【0034】
例えば、ベッド103の移動速度を、1cm/秒であるとし、図6に示したシーケンスにより、256位相エンコードを用いて1枚分の画像データを取得する場合、TR5msとすると1.28秒で撮像が完了する。全身を撮像することを考えた場合、2000mmの領域をスライス厚10mmで撮像すると、全体で200×1.28秒=256秒=4分16秒で撮像が完了する。一方、ベッド103の移動速度を2倍の2cm/秒とすると、スライス厚5mmで全身を同じ4分16秒で撮像でき、スライス厚10mmであれば半分の2分8秒で撮像できる。
【0035】
つぎに、本発明の別の実施の形態の静磁場発生装置801を図8〜図10を用いて説明する。静磁場発生装置801は、磁極201,202の被検体101に対向する部分が、Z方向に幅を有し、面になっており、断面形状が台形になっている。これ以外の部分の形状は、図1〜図5の静磁場発生装置101と同じである。すなわち、磁極201,202は、体軸(Z軸)方向の最大幅Lは、体幅(X軸)方向の幅Wよりも小さく、しかも、体軸方向の幅Lは、被検体102に近い部分ほど徐々に小さくなる形状である。静磁場発生装置801を用いることにより、高い開放性を維持しながら、図9に示したように撮像領域200のZ方向の径を広げることができる。
【0036】
静磁場発生装置801は、撮像領域200のZ方向の径が広いため、ベッド103の移動速度を速くしても、1スライスのデータ取得完了までそのスライスが撮像領域200の中にとどまる。このため静磁場発生装置101を用いることにより、ベッド103の移動速度を速くすることが可能であり、撮像時間を短縮することができるという効果が得られる。
【0037】
また、本実施の形態のMRI装置で行う撮像パルスシーケンスは、上述した図6のシーケンスに限定されるものではなく、別の撮像パルスシーケンスで撮像することもできる。図11および図12を用いて説明する。この撮像パルスシーケンスは、k空間の計測軌跡が図11に示したようにスパイラル状になる撮像方法である。すなわち、図11の計測軌跡は、縦軸が時間軸k、横軸がk空間におけるX方向、Y方向をそれぞれ示しており、k空間の原点からk空間をスパイラル状に計測することにより、1枚の断層像をデータを取得する。このようにスパイラル状に計測することにより1枚の断層像を短時間に撮像することができる。図12に、図11の計測軌跡を得るための具体的な撮像パルスシーケンスを示す。RFパルス121およびZ方向傾斜磁場122により撮像すべきスライスを励起したのち、位相エンコード方向傾斜磁場(Gy)および読み出し方向傾斜磁場(Gx)をそれぞれt×sin(nt)、t×cos(nt)で波形で振動させながら印加する。ここでnは、計測の速度に応じて設定した任意の値である。このような撮像パルスシーケンスにおいてベッド103が一定速度で移動しているため、RFパルス121で励起されたスライスが移動し、図11のような時間軸方向に引き延ばされたスパイラル状の計測軌跡となるが、データが取得されているスライスは同一スライスである。得られたデータにより、当該スライスの断面像を再構成することができる。また、図12の撮像パルスシーケンスを順次隣接するスライスに対して適用していくことにより、多スライスについて情報を得ることが可能である。
【0038】
本実施の形態のMRI装置で行うことのできるさらに別の撮像パルスシーケンスを図13を用いて説明する。この撮像方法は、ラジアル計測を図13のようにk空間のZ軸方向にずらしながら連続的に行うことにより、kx,ky,kzの各方向の3次元データを取得する。ここでいうラジアル計測とは、プロジェクションタイプの計測において、投影角度を毎回わずかづつ変更しながら360度以上計測することにより、k空間における計測軌跡がk空間の原点を中心に放射状になるように計測する方法である。kz軸方向に計測軌跡をずらす動作は、計測中にベッド103を連続的に移動させることによって実現する。図13のように、360度以上の回転(図13では4回転)でのラジアル計測を実施し、計測軌跡からはずれている位置のデータをそれに隣接する計測軌跡上のデータから補間演算により得ることができる。これにより、k空間の3次元データを得ることができるため、被検体102の任意の位置の断面像や、3次元画像を再構成することができる。
【0039】
上述してきた実施の形態のように、本発明によれば、高い開放性を持つ静磁場発生源を用いるMRI装置を提供することができ、これを用いて被検体の任意の位置の断面像や3次元画像を取得することができる。
【0040】
上述してきた実施の形態では、上下に対向する磁極201、202の形状が同じ形状で対称に配置されている場合について説明したが、本発明は上記構成に限定されるものではなく、上側の磁極201と下側の磁極202の形状が異なり、非対称であってもよい。例えば、一方の磁極は、上述の図2ならびに図8のように体軸方向に幅の狭い構成とし、他方の磁極は、従来のように円盤状にすることができる。この場合、体軸方向に幅の狭い磁極は、被検体の視野に入る上側の磁極201として用いることが望ましい。被検体の視野に入らない下側の磁極201は、円盤状であってもよい。このように上側の磁極201のみを体軸方向にhばの狭い構造にした場合であっても、被検体に対して開放感を与えることができ、また、操作者や術者が被検体の上方からのアクセスも容易であるという効果が得られる。
【図面の簡単な説明】
【0041】
【図1】本実施の形態のMRI装置の全体構成を示すブロック図。
【図2】図1のMRI装置の静磁場発生装置101の斜視図。
【図3】図2の静磁場発生装置101のZ方向の正面図。
【図4】図2の静磁場発生装置101の断面図。
【図5】図2の静磁場発生装置101にベッド103と傾斜磁場コイル105を配置した斜視図。
【図6】本実施の形態のMRI装置で行う撮像パルスシーケンスを示す説明図。
【図7】図6の撮像パルスシーケンスにおいて各スライスの位相エンコード毎にRFパルスの周波数をΔω変更することを示すグラフ。
【図8】本実施の形態のMRI装置に用いることのできる別の静磁場発生装置801の斜視図。
【図9】図8の静磁場発生装置801の断面と撮像領域200とを示す説明図。
【図10】図8の静磁場発生装置にベッド103を配置した斜視図。
【図11】本実施の形態のMRI装置で行うことのできる別の撮像パルシーケンスのk空間の計測軌跡を示すグラフ。
【図12】図11の撮像パルシーケンスを示す説明図。
【図13】本実施の形態のMRI装置で行うことのできるさらに別の撮像パルシーケンスのk空間の計測軌跡を示すグラフ。
【図14】従来のMRI装置用円筒型磁石を示す斜視図。
【図15】従来のMRI装置用垂直方向対向型磁石を示す斜視図。
【図16】従来のMRI装置用水平方向対向型磁石を示す斜視図。
【図17】従来のMRI装置用平板状磁場発生源と撮像領域14を示す斜視図。
【符号の説明】
【0042】
101・・・静磁場発生装置、102・・・被検体、103・・・ベッド、104・・・高周波磁場(RF)コイル、105・・・傾斜磁場コイル、105a・・・X軸傾斜磁場コイル、105b・・・Y軸傾斜磁場コイル、105c・・・Z軸傾斜磁場コイル、108・・・高周波電源、109・・・傾斜磁場電源、112・・・シンセサイザ、114・・・増幅器、115・・・受信器、116・・・シーケンサ、118・・・画像処理装置、119・・・ディスプレイ、121・・・入力部、200・・・撮像領域、201、202・・・磁極、203・・・継鉄、204・・・磁場発生源、801・・・静磁場発生装置。
【特許請求の範囲】
【請求項1】
被検体が配置される撮像領域に静磁場を発生する静磁場発生装置を有する磁気共鳴イメージング装置であって、
前記静磁場発生装置は、前記撮像領域を挟んで配置される一対の磁極を備え、前記一対の磁極の少なくとも一方は、静磁場方向と直交する2方向のうち第1の方向の幅が、第2の方向の幅よりも小さいことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項2】
請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記一対の磁極はいずれも、前記第1の方向の幅が、前記静磁場の中心に近づくにつれ徐々に小さくなる形状であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項3】
請求項1または2に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記一対の磁極は上下に対向して配置され、少なくとも上側磁極は、前記第1の方向の幅が前記第2の方向の幅より小さいことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項4】
請求項1ないし3のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像領域に傾斜磁場を印加するための傾斜磁場発生源を有し、前記傾斜磁場発生源は、三方向について傾斜磁場を発生する3つの傾斜磁場コイルを有し、該傾斜磁場コイルのうちの1つは、前記撮像領域を取り囲むように配置され、その一部は前記一対の磁極の側面に沿って配置されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項5】
請求項1ないし3のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像領域に所定の方向の傾斜磁場を印加するための傾斜磁場発生源と、前記被検体に高周波磁場パルスを印加するための高周波コイルと、前記撮像領域において前記被検体を前記第1の方向に移動させる駆動機能付きベッドと、前記傾斜磁場発生源と前記高周波コイルと前記駆動機能付きベッドとを制御して所定の撮像パルスシーケンスを実行する制御部とを有し、
前記制御部は、前記第1の方向の前記傾斜磁場と高周波磁場パルスを印加することにより前記被検体の所定スライスの磁化を励起し、磁気共鳴信号を取得する動作を該所定スライスから所定数のデータが得られるまで繰り返すパルスシーケンスを、前記被検体を前記第1の方向に連続的に移動させながら行うと共に、前記高周波磁場パルスを印加するごとにその周波数を前記傾斜磁場の傾斜に応じて変化させることにより、連続的に移動している前記被検体の同一のスライスを励起することを特徴する磁気共鳴イメージング装置。
【請求項6】
請求項1ないし3のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像領域に所定の方向の傾斜磁場を印加するための傾斜磁場発生源と、前記被検体に高周波磁場パルスを印加するための高周波コイルと、前記撮像領域において前記被検体を前記第1の方向に移動させる駆動機能付きベッドと、前記傾斜磁場発生源と前記高周波コイルと前記駆動機能付きベッドとを制御して所定の撮像パルスシーケンスを実行する制御部とを有し、
前記制御部は、前記被検体を連続的に前記第1の方向に移動させながら、k空間における計測軌跡がスパイラル状になるように計測を実施し、得られたデータから所望の断層像を得ることを特徴する磁気共鳴イメージング装置。
【請求項7】
請求項1ないし3のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像領域に所定の方向の傾斜磁場を印加するための傾斜磁場発生源と、前記被検体に高周波磁場パルスを印加するための高周波コイルと、前記撮像領域において前記被検体を前記第1の方向に移動させる駆動機能付きベッドと、前記傾斜磁場発生源と前記高周波コイルと前記駆動機能付きベッドとを制御して所定の撮像パルスシーケンスを実行する制御部とを有し、
前記制御部は、前記被検体を連続的に前記第1の方向に移動させながら、360度以上のラジアル計測を実施した後、得られたデータを補間することにより、任意の位置の断層像を得ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項1】
被検体が配置される撮像領域に静磁場を発生する静磁場発生装置を有する磁気共鳴イメージング装置であって、
前記静磁場発生装置は、前記撮像領域を挟んで配置される一対の磁極を備え、前記一対の磁極の少なくとも一方は、静磁場方向と直交する2方向のうち第1の方向の幅が、第2の方向の幅よりも小さいことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項2】
請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記一対の磁極はいずれも、前記第1の方向の幅が、前記静磁場の中心に近づくにつれ徐々に小さくなる形状であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項3】
請求項1または2に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記一対の磁極は上下に対向して配置され、少なくとも上側磁極は、前記第1の方向の幅が前記第2の方向の幅より小さいことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項4】
請求項1ないし3のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像領域に傾斜磁場を印加するための傾斜磁場発生源を有し、前記傾斜磁場発生源は、三方向について傾斜磁場を発生する3つの傾斜磁場コイルを有し、該傾斜磁場コイルのうちの1つは、前記撮像領域を取り囲むように配置され、その一部は前記一対の磁極の側面に沿って配置されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項5】
請求項1ないし3のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像領域に所定の方向の傾斜磁場を印加するための傾斜磁場発生源と、前記被検体に高周波磁場パルスを印加するための高周波コイルと、前記撮像領域において前記被検体を前記第1の方向に移動させる駆動機能付きベッドと、前記傾斜磁場発生源と前記高周波コイルと前記駆動機能付きベッドとを制御して所定の撮像パルスシーケンスを実行する制御部とを有し、
前記制御部は、前記第1の方向の前記傾斜磁場と高周波磁場パルスを印加することにより前記被検体の所定スライスの磁化を励起し、磁気共鳴信号を取得する動作を該所定スライスから所定数のデータが得られるまで繰り返すパルスシーケンスを、前記被検体を前記第1の方向に連続的に移動させながら行うと共に、前記高周波磁場パルスを印加するごとにその周波数を前記傾斜磁場の傾斜に応じて変化させることにより、連続的に移動している前記被検体の同一のスライスを励起することを特徴する磁気共鳴イメージング装置。
【請求項6】
請求項1ないし3のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像領域に所定の方向の傾斜磁場を印加するための傾斜磁場発生源と、前記被検体に高周波磁場パルスを印加するための高周波コイルと、前記撮像領域において前記被検体を前記第1の方向に移動させる駆動機能付きベッドと、前記傾斜磁場発生源と前記高周波コイルと前記駆動機能付きベッドとを制御して所定の撮像パルスシーケンスを実行する制御部とを有し、
前記制御部は、前記被検体を連続的に前記第1の方向に移動させながら、k空間における計測軌跡がスパイラル状になるように計測を実施し、得られたデータから所望の断層像を得ることを特徴する磁気共鳴イメージング装置。
【請求項7】
請求項1ないし3のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像領域に所定の方向の傾斜磁場を印加するための傾斜磁場発生源と、前記被検体に高周波磁場パルスを印加するための高周波コイルと、前記撮像領域において前記被検体を前記第1の方向に移動させる駆動機能付きベッドと、前記傾斜磁場発生源と前記高周波コイルと前記駆動機能付きベッドとを制御して所定の撮像パルスシーケンスを実行する制御部とを有し、
前記制御部は、前記被検体を連続的に前記第1の方向に移動させながら、360度以上のラジアル計測を実施した後、得られたデータを補間することにより、任意の位置の断層像を得ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【図1】
【図2】
【図3】
【図4】
【図5】
【図6】
【図7】
【図8】
【図9】
【図10】
【図11】
【図12】
【図13】
【図14】
【図15】
【図16】
【図17】
【図2】
【図3】
【図4】
【図5】
【図6】
【図7】
【図8】
【図9】
【図10】
【図11】
【図12】
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【図14】
【図15】
【図16】
【図17】
【公開番号】特開2006−191957(P2006−191957A)
【公開日】平成18年7月27日(2006.7.27)
【国際特許分類】
【出願番号】特願2005−3810(P2005−3810)
【出願日】平成17年1月11日(2005.1.11)
【出願人】(000153498)株式会社日立メディコ (1,613)
【Fターム(参考)】
【公開日】平成18年7月27日(2006.7.27)
【国際特許分類】
【出願日】平成17年1月11日(2005.1.11)
【出願人】(000153498)株式会社日立メディコ (1,613)
【Fターム(参考)】
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