JP2002153440A

JP2002153440A - 核磁気共鳴を用いた検査装置

Info

Publication number: JP2002153440A
Application number: JP2000353118A
Authority: JP
Inventors: Hisaaki Ochi; 久晃越智; Akira Taniguchi; 陽谷口; Tetsuhiko Takahashi; 哲彦高橋; Kenichi Okajima; 健一岡島
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2000-11-20
Filing date: 2000-11-20
Publication date: 2002-05-28
Anticipated expiration: 2020-11-20
Also published as: US20040061498A1; JP3996734B2; WO2002039896A1; US7061242B2

Abstract

(57)【要約】【課題】撮影断面、位相エンコード軸の選択に制限が無
い、インターベンショナルＭＲＩに適した核磁気共鳴を
用いた検査装置を提供する。【解決手段】静磁場方向（ｚ）と平行な線分を含む面内
で被写体の外周に配置されたループコイル９１−１、９
１−２、９１−３と、静磁場方向と垂直な線分を含む面
（ｘｙ）内で被写体の表面の近傍に配置された表面コイ
ル９２−１、９２−２とを用いて受信コイルを構成す
る。任意の軸で感度プロファイルが不均一なサブコイル
が２つ以上存在し、且つ、撮影領域の全ての領域で感度
を有する状態を実現できる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、核磁気共鳴を用い
た検査装置（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）に
係わり、特にインターベンショナル（interventional）
ＭＲＩを行なう装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩには、高い組織コントラスト分解
能が得られること、任意の断層像が得られこと、侵襲性
がないこと等の特徴がある。これらの特徴を生かして、
ＭＲＩを画像診断だけでなく、生検針のガイド、治療の
モニター、内視鏡やカテーテルのガイド等に応用する試
みがインターベンショナルＭＲＩとして注目されてい
る。インターベンショナルＭＲＩでは、体内に挿入する
器具の位置等を術者（医師）がＭＲ画像を観察しながら
導入していく。即ち、時々刻々と形状が変化していく被
写体を連続して撮影していき、それら複数枚の画像を順
にディスプレイに表示することにより、医師は手術中の
体内の様子を把握することができる。

【０００３】一方、ＭＲＩの画像診断に於いて複数個の
コイルと画像の折り返しを利用して撮影時間を短縮する
技術が、実用化され始めている（従来技術１：Ｊ．Ｂ．
Ｒａ、Ｃ．Ｙ．Ｒｉｍ：Ｆａｓt ＩｍａｇｉｎｇＵ
ｓｉｎｇＳｕｂｅｎｃｏｄｉｎｇＤａｔａＳｅｔ
ｓｆｒｏｍＭｕｌｔｉｐｌｅＤｅｔｅｃｔｏｒ
ｓ、ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅｉｎ
Ｍｅｄｉｃｉｎｅ、ｖｏｌ．３０、ｐｐ．１４２−１
４５（１９９３））。

【０００４】従来技術１では、複数個のサブコイルから
構成される受信コイルを用い、１／（サブコイルの個
数）に撮影時間を短縮する方法である。例えば、２個の
サブコイルを用いた場合、まず所望の視野に対して、位
相エンコード方向に１／２の矩形視野を２つのコイルで
同時に撮影する（撮影時間は１／２）。１／２の視野画
像は当然被写体の折り返しの入った画像となるが、２つ
のコイルの感度分布の違いを利用して連立方程式を解く
ことにより、折り返しを分離、１／１の視野画像を再構
成する。

【０００５】図１０は、従来技術を説明する図であり、
図１０を用いて、折り返しの分離方法について説明す
る。図１０（ａ）は、１個のコイルを用いて所望の視野
（１／１の視野画像）を通常の方法で撮影する場合の、
位相空間の計測データ（図１０（ａ）の左図）と、実空
間画像（図１０（ａ）の右図）とを模式的に示す。位相
空間の計測データと、実空間画像はフーリエ変換（Ｆ．
Ｔ．：ＦｏｕｒｉｅｒＴｒａｎｓｆｏｒｍａｔｉｏｎ）
を介して互いに再構成できる。

【０００６】図１０（ｂ）は、２個のサブコイルから構
成されるアレイコイルと画像の折り返しを利用して撮影
時間を短縮する方法で撮影する場合の、位相空間の計測
データ（図１０（ｂ）の左図）と、実空間画像（図１０
（ｂ）の右図）とを模式的に示す。図１０（ａ）、図１
０（ｂ）ともに、ｘ方向をリードアウト方向、ｙ方向を
位相エンコード方向としている。

【０００７】図１０（ｂ）の位相空間の計測データで
は、位相エンコード方向のステップの幅が、図１０
（ａ）の位相空間の計測データに於けるそれと比べて２
倍広くなっている。図１０（ｂ）の位相空間の計測デー
タをフーリエ変換すると、図１０（ｂ）の実空間画像の
ようにｙ方向に視野が狭くなり、視野に入りきらない被
写体の画像が折り返して現れる。図１０（ｂ）に示す実
空間画像に於いて、この折り返しが重なった部分のうち
Ｓに位置する画素は、図１０（ａ）の実空間画像に於け
るＡとＢに位置する画素が重なっている。

【０００８】ここで、２つのサブコイルのうち１番目の
サブコイルで計測した信号をフーリエ変換して得られた
画像のＳに位置する画素の信号強度（輝度）をＶ_S1と
し、２番目のサブコイルで計測した信号をフーリエ変換
して得られた画像のＳに位置する画素の信号強度をＶ_S2
とする。また、１番目のサブコイルの、Ａに位置する画
素の感度の規格値をｆ_1A、Ｂに位置する画素の感度の規
格値をｆ_1Bとする。同様に、２番目のサブコイルの、Ａ
に位置する画素の感度の規格値をｆ_2A、Ｂに位置する画
素の感度の規格値をｆ_2Bとする。また、Ａに位置する画
素に存在する磁化をＩ_A、Ｂに位置する画素に存在する
磁化をＩ_Bとする。この時、（数１）の関係が成立す
る。

【０００９】

【数１】受信コイルを構成する複数個のサブコイルの感度分布を
求めるためプリスキャンを行い、（数１）の行列の要
素、即ち、ｆ_1A、ｆ_1B、ｆ_2A、ｆ_2Bを事前に求める。Ｖ
_S1とＶ_S2は計測可能であるため、（数１）の行列方程式
を解くことにより、未知数であるＩ_AとＩ_Bを求めること
ができる。

【００１０】（数１）はサブコイルが２個の場合を示す
が、行列の行数はサブコイルの数と一致する。例えば、
サブコイルの個数が８個ならば行列の行数は８である。
また、行列の列数はサブコイルの数以下とする必要があ
る。例えば、サブコイルの個数が８個ならば行列の列数
は８以下とする必要がある。これは連立方程式の未知数
を方程式の数以下とするためである。

【００１１】図１１は、従来技術の受信コイル（アレイ
コイル）１１８の配置例を示す図である。受信コイル１
１８は、オーバラップさせて被写体１０３の体表に配列
された複数の矩形状のコイルから構成される。受信コイ
ル１１８の出力は、受信器１０８でサンプリングされ、
計算機１０９のメモリに取り込まれる。

【００１２】通常、２つ以上のコイルを近接させると、
相互の誘導結合のため、コイルの入力インピーダンスの
共振点が２つ以上に割れる。受信コイル１１８を構成す
る複数のサブコイルの内、隣接するサブコイルは、相互
の誘導結合を除去するため、通常、図１１に示すように
適度にオーバラップさせて用いられる。オーバラップの
度合いが適当でない場合、コイルの入力インピーダンス
の共振点が２つに割れる。隣接するコイルの各々に、補
助コイルを直列に接続することにより、オーバラップな
しで、隣接するコイル間の誘導結合を除去することもで
きる。

【００１３】通常の撮影法が傾斜磁場のみを利用して位
相エンコード方向の位置情報を画像に付与しているのに
対して、従来技術１の撮影法では、傾斜磁場とともに受
信コイルの感度分布を積極的に利用して、位相エンコー
ド方向の位置情報を画像に付与している。従来技術１に
よる撮影時間の短縮技術は、通常撮影法から超高速撮影
法まで全ての撮影法の高速化に有効である。

【００１４】

【発明が解決しようとする課題】従来技術１による高速
化技術を用いるためには、撮影断面のＭＲ画像の位相エ
ンコード方向の感度分布が不均一なサブコイルが、１つ
以上存在する必要がある。ここで、コイルの感度分布が
不均一とは、撮影断面に於けるコイルの最高感度に対し
て感度が略半分になる部分が被写体内部に存在する状態
を指す。

【００１５】図８は、本発明に於けるループコイル９１
−２（図８（ａ））のｘ軸上の感度分布８１（図８
（ｂ））、ｙ軸上の感度分布８２（図８（ｃ））、ｚ軸
上の感度分布８３（図８（ｄ））を示す。図８（ａ）に
示すように、ループコイル９１−２の直径は４０ｃｍで
あり、ループコイル９１−１、９１−３（図示省略）も
同じ直径を持つ。各軸上の感度分布のうち、ｙ軸上の感
度分布８２のみが被写体の存在する範囲で最高感度に対
して半分以下の感度の領域が存在する。即ち、図８
（ａ）に示したループコイル９１−２ではｘ、ｙ、ｚ軸
上で感度分布が不均一なのはｙ軸上の感度分布のみであ
る。

【００１６】一般に、従来技術１による技術を用いれ
ば、受信コイルを構成する複数のサブコイルの中で位相
エンコード方向の感度プロファイルが不均一であるサブ
コイルの個数をｎとする時、１個のコイルを用いて所望
の視野（１／１の視野画像）を通常の方法で撮影する場
合に比較して、撮影速度を（ｎ＋１）倍に向上すること
が可能である。以下の説明では、この（ｎ＋１）倍の撮
影速度を向上を、撮影速度向上率と呼ぶ。但し、撮影速
度向上率をＮとすれば、ＭＲ画像の位相エンコード方向
に沿った全てのライン上に於いて、Ｎ個以上のサブコイ
ルの感度分布が異なることが条件となる。（数１）を例
にとって説明すると、（数２）に示すような関係にある
場合は、（数１）の行列が逆行列を持たず解が不定とな
る。

【００１７】ｆ_1A：ｆ_1B＝ｆ_2A：ｆ_2B …（数２）図１２は、本発明に於ける撮影断面とライン上の感度分
布の例を示す図、図１３は、本発明に於けるループコイ
ルの配置の例を示す図である。図１３ではｚ軸が静磁場
方向である。ｘＺ面と４５°の角度で交差する面内に配
置されたループコイル９１−１と−４５°の角度で交差
する面内に配置されたループコイル９１−３が、被写体
１０３の外周に配置されている。撮影断面１２１をｘｙ
面とし、視野を−１５ｃｍから１５ｃｍとする。任意の
撮影断面は直交する２軸により定めることができる。図
１２（ａ）に示すようにｘ軸とｙ軸が撮影断面１２１を
定めている。

【００１８】今、位相エンコード方向をｙ方向に選ぶ。
図１２（ｂ）は、ｙ軸と平行な線分１２２−１上での、
コイル９１−１の感度分布１２３−１、コイル９１−２
の感度分布１２３−２を示す。図１２（ｃ）は、ｙ軸と
平行な線分１２２−２上での、コイル９１−１の感度分
布１２４−１、コイル９１−２の感度分布１２４−２を
示す。図１２（ｄ）は、ｙ軸と平行な線分１２２−３上
での、コイル９１−１の感度分布１２５−１、コイル９
１−２の感度分布１２５−２を示す。

【００１９】図１２（ｃ）に示すように、感度分布１２
４−１と１２４−２は一致している。図１２（ａ）、図
１２（ｂ）、図１２（ｃ）に示す感度分布１２３−１か
ら１２５−２は、何れもｙ軸上で不均一な感度分布であ
る。高速化技術を用いた時、線分１２２−１と１２２−
３の上の折り返しは、２つのコイルの感度分布の違いに
より分離できるが、線分１２２−２の上の折り返しは２
つのコイルの感度分布が等しいため分離できない。

【００２０】また、ｆ_1A／ｆ_1Bとｆ_2A／ｆ_2Bが完全に一
致していなくても、近い値であった場合、即ち、２個の
サブコイルの感度分布が似ている場合には、問題が生じ
る。像再構成を行った時、２個のサブコイルの感度分布
が似ているライン上での画像のＳ／Ｎが劣化する。

【００２１】これまで、従来技術１による高速化は、主
として高磁場の水平磁場機で開発が行われ、受信コイル
の構成についても水平磁場機対応のものは種々提案され
ている。一方、超電導磁石あるいは永久磁石を用いた垂
直磁場オープンＭＲＩが近年注目されている。

【００２２】図３は、本発明が適用されるオープン型Ｍ
ＲＩ装置の斜視図である。

【００２３】垂直磁場オープンＭＲＩ装置は、図３に示
すように、大きく開放された空間を持つので、医師１１
４は被験者１０３に直接アクセスが可能であり、インタ
ーベンショナルＭＲＩに適している。

【００２４】コイルの作るＲＦ（ＲａｄｉｏＦｒｅｑ
ｕｅｎｃｙ）磁場の向きは静磁場の方向と直交させる必
要があるため、静磁場の方向が水平から垂直に変わる
と、受信コイルの構成も変える必要がある。垂直磁場に
対応した受信コイルの配置も提案されている（従来技術
２：Ｇ．ＲａｎｄｙＤｕｅｎｓｉｎｇ、ｅｔ．ａ
ｌ．：Ａ４−ＣｈａｎｎｅｌＶｏｌｕｍｅＣｏｉ
ｌｆｏｒＶｅｒｔｉｃａｌＦｉｅｌｄＭＲＩ、
ＩＳＭＲＭ、ｐ１３９８（２０００））が、これまで提
案された構成では、静磁場方向に位相エンコード方向を
選択しようとすると、撮影速度向上率を２倍までしか向
上できないという問題があった。

【００２５】従来技術１に記載された高速化技術は心臓
等の動きのある臓器の撮影に有効である。心臓のような
速い動きに対応するためには撮影速度向上率を３倍以上
とする必要がある。

【００２６】一方、従来技術２に記載された４個のサブ
コイルの中で、感度プロファイルが静磁場方向で不均一
なものは１つのみである。このため、高速化技術に適用
しようとした場合、静磁場方向以外の方向に位相エンコ
ード方向を選択すれば、撮影速度向上率を３倍以上とす
ることが可能であるが、静磁場方向に位相エンコード方
向を選択すると、撮影速度向上率を２倍までしか向上で
きない。

【００２７】即ち、心臓の撮影でよく用いられるトラン
ス面を撮影する際、胸から背に向かう方向（静磁場方
向）に位相エンコード方向を選択すると、撮影速度を十
分には向上できないという問題がある。静磁場方向以外
の方向に位相エンコード方向を選択すれば撮影速度を向
上できるが、心臓の撮影を行う場合、血流のアーチファ
クトを低減する等の目的で、位相エンコード方向を任意
に設定したいというユーザーニーズがあり、従来技術２
の構成では、このようなユーザーニーズに応えられない
という問題がある。

【００２８】また、サブコイルとして、図２に示されて
いるように８の字コイル１１７を用いてアレイコイルを
構成する場合もある（従来技術３：特開平０４−２８２
１３２号公報）。図４は、従来技術の８の字型コイル１
１７上のＲＦ電流の方向（図中の矢印）を示す図であ
る。図５は、図４に示す８の字型コイル１１７が作るＲ
Ｆ磁場を示し、図中の矢印はＲＦ磁場の向き、矢印の大
きさはＲＦ磁場の大きさを示している。図６は、図４に
示す８の字型コイル１１７の感度を示し、図中の矢印の
大きさは感度の大きさを示している。

【００２９】図５に示したＲＦ磁場の中で、磁気共鳴現
象に寄与するのは、静磁場の方向と直交する成分のみな
ので、感度の分布を示すと図６に矢印で示したような分
布となる。即ち、図４に示した８の字型コイル１１７の
導体４１、４２の上下に感度を有し、且つ、ｚ方向に感
度プロファイルは勾配を持つ。複数の８の字型コイル１
１７を図２のように配置すれば、任意の軸で感度プロフ
ァイルが不均一なサブコイルが２つ以上存在するアレイ
コイルを構成できる。

【００３０】しかし、図４の導体４１、４２の上下にの
み感度を有するという特性から、図２においてコロナル
面（ｘｙ面）を撮影すると、全てのサブコイルで導体４
１、４２の下方以外の部分の感度は著しく低下するとい
う問題がある。このため、視野の中に殆ど感度を持たな
い領域が存在し、診断に支障がある。

【００３１】そこで、本発明の目的は、撮影断面の選
択、位相エンコード軸の選択に制限が無い、インターベ
ンショナルＭＲＩに適した核磁気共鳴を用いた検査装置
を提供することにある。

【００３２】

【課題を解決するための手段】本発明の核磁気共鳴を用
いた検査装置は、静磁場方向と実質的に平行な線分を含
む面内で被写体の外周に配置されたループコイルの複数
個と、静磁場方向と実質的に垂直な線分を含む面内で被
写体の表面の近傍に配置された表面コイルの複数個とを
用いて受信コイルを構成する点にある。受信コイルを構
成するサブコイル（ループコイル、表面コイル）は互い
に電磁気的干渉を持たないように設置されており、受信
コイルを構成するループコイルは３個以上であり、表面
コイルは２個以上である。この構成を用いれば、任意の
軸で感度プロファイルが不均一なサブコイルが２つ以上
存在し、且つ、撮影領域で殆ど感度を持たない領域が存
在しない状態、即ち、撮影領域の全ての領域で感度を実
現できる。

【００３３】本発明の核磁気共鳴を用いた検査装置は、
鉛直方向に静磁場を発生する手段と、静磁場に置かれた
検査対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する手段と、
傾斜磁場を発生する手段と、複数のサブコイルから構成
され検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する受
信コイルとを具備する。受信コイルは、例えば、５個以
上のサブコイルから構成される。

【００３４】サブコイルは、鉛直方向に実質的に垂直な
面内に配置され検査対象の表面の近傍に配置された２個
以上の表面コイルと、鉛直方向に実質的に平行な軸を含
む面内に配置され検査対象の外周に配置された３個以上
のループコイルとから構成される。２個以上のサブコイ
ルは、検査対象の正方形又は矩形の任意の撮影断面を定
める直交する２軸の何れか一方の軸上で、不均一な感度
分布を持つ。

【００３５】サブコイルの少なくとも１つは任意の撮影
断面の任意の位置で感度を有し、上記の直交する２軸の
何れかの軸に平行な線上での２個以上のサブコイルの不
均一な感度分布の少なくとも２個以上は、上記の直交す
る２軸の何れかの軸に平行な線上で異なる。

【００３６】各表面コイルは、３個以上のループコイル
の内側、又は外側で、検査対象に近接して配置される。
表面コイルとして、８の字型のコイルが使用される。ル
ープコイルの形状は、四辺形の形状、又は四辺形の対向
する辺の近傍で折り曲げられた形状を持つ。

【００３７】２個以上の表面コイルは、８の字型の第１
の表面コイルと、第１の表面コイルとオーバラップする
８の字型の第２の表面コイルとを含む。第１の表面コイ
ルの出力端と第２の表面コイルの出力端の位置は、それ
ぞれ直交する方向に配置される。

【００３８】撮影断面の位相エンコード方向の長さの１
／Ｎ（Ｎは２以上の整数）の長さを持つ矩形の視野を設
定して撮影を行ない、折り返しをエンコード方向に含
み、撮影により得られた検査対象の画像から、複数のサ
ブコイルの感度分布の違いに基づいて、折り返しを分離
して撮影断面の画像を再構成する。再構成された画像の
画素数を１２８×１２８とする。直交座標系を（ｘ、
ｙ、ｚ）とし、鉛直方向にｚ方向を設定した時、位相エ
ンコード方向を、ｘ、ｙ、ｚの何れか１つの方向とす
る。

【００３９】また、本発明の核磁気共鳴を用いた検査装
置は、直交座標系を（ｘ、ｙ、ｚ）とし、鉛直方向にｚ
方向を設定し、検査対象の体軸方向をｙ方向として、ｚ
方向に静磁場を発生する手段と、静磁場に置かれた検査
対象に印加する励起ＲＦパルスを発生する手段と、ｘ方
向、ｙ方向、及びｚ方向に印加する傾斜磁場を発生する
手段と、５個以上のサブコイルから構成され検査対象か
ら発生する核磁気共鳴信号を検出するコイルとを具備す
る。任意の撮影断面は直交する２軸により定められる。

【００４０】サブコイルは、ｘｙ面に実質的に平行な第
４の面内に配置され検査対象の表面の近傍に配置された
８の字型の第１の表面コイルと、第４の面内に配置され
第１の表面コイルとオーバラップする８の字型の第２の
表面コイルと、ｘｚ面に実質的に平行な第１の面内に配
置され検査対象の外周に配置された第１のループコイル
と、第１の面と略４５°の角度で交差する第２の面内に
配置され検査対象の外周に配置された第２のループコイ
ルと、第１の面と略−４５°の角度で交差する第３の面
内に配置され検査対象の外周に配置された第３のループ
コイルとから構成される。

【００４１】第１及び第２の表面コイルは、第１、第２
及び第３のループコイルの内側、又は外側で、検査対象
に近接して配置される。

【００４２】２個以上のサブコイルは、検査対象の正方
形又は矩形の任意の撮影断面を定める直交する２軸の何
れか一方の軸上で、不均一な感度分布を持つ。

【００４３】

【発明の実施の形態】ＭＲＩ装置（核磁気共鳴を用いた
検査装置）は、核磁気共鳴を利用して被写体の断層像を
計測する装置である。図１は、本発明が適用される核磁
気共鳴を用いた検査装置の構成例を示すブロック図であ
る。図１に示すように、被写体（検査対象）１０３は、
静磁場を発生するマグネット１０１及び傾斜磁場を発生
するコイル１０２内に設置される。一般に、傾斜磁場発
生コイル１０２は、互いに直交するの３軸の傾斜磁場コ
イルから構成される。

【００４４】シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５
と高周波磁場（ＲＦパルス）発生器１０６に命令を送
り、傾斜磁場及びＲＦパルスをそれぞれ傾斜磁場コイル
１０２及び照射用コイル１０７より発生する。通常、高
周波磁場発生器１０６の出力であるＲＦパルスは、ＲＦ
パワーアンプ１１５により増幅され、ＲＦパルスは、照
射用コイル１０７を通じて被写体１０３に印加される。
被写体１０３から発生した核磁気共鳴信号は受信用コイ
ル１１６により受波される。受信用コイル１１６は被写
体１０３の内部に挿入される場合もある。

【００４５】受信用コイル１１６により受波された信号
は、受信器１０８でＡ／Ｄ変換（サンプリング）され検
波される。検波の基準とする中心周波数（磁気共鳴周波
数）は、シーケンサ１０４によりセットされる。検波さ
れた信号は計算機１０９に送られ、ここでリサンプリン
グ処理された後、画像再構成等の信号処理が行われる。
信号処理の結果はディスプレイ１１０に表示される。必
要に応じて、記憶媒体１１１に検波された信号や測定条
件を記憶させることもできる。

【００４６】静磁場均一度を調整する必要がある時は、
シムコイル１１２を使う。シムコイル１１２は複数のチ
ャネルからなり、シム電源１１３により電流が供給され
る。静磁場均一度調整時には、複数のチャネルの各コイ
ルに流れる電流をシーケンサ１０４により制御する。シ
ーケンサ１０４はシム電源１１３に命令を送り、静磁場
不均一を補正するような付加的な磁場をシムコイル１１
２より発生させる。

【００４７】なお、シーケンサ１０４は、装置の各部
が、プログラムされたタイミング、強度で動作するよう
に制御を行う。このプログラムのうち、特に、ＲＦパル
スの印加、傾斜磁場の印加、核磁気共鳴信号の受信のタ
イミング、ＲＦパルスと傾斜磁場の強度を記述したもの
は撮影シーケンスと呼ばれている。

【００４８】本発明においては、図１に示した受信用コ
イル１１６は、複数個のサブコイルから構成される。図
９は、本発明の実施例に於ける受信コイルの配置例を示
す図である。図９に示す受信コイルの配置に対して、従
来技術１に示された高速化技術に適用する場合について
述べる。

【００４９】図９に示す受信コイルは、３つのループコ
イルと２つの表面コイルの合計５つのサブコイルから構
成される。図９に示す受信コイルは、静磁場方向（ｚ方
向）と実質的に平行な線分を含む面内に配置されてい
て、被写体の外周に配置されたループコイル９１−１、
９１−２、９１−３、並びに、静磁場方向と実質的に垂
直な線分を含む面内に配置されていて、被写体の表面の
近傍に配置された８の字型コイル９２−１、９２−２か
ら構成されている。

【００５０】ループコイル９１−２は、ｘｚ面に平行な
第１の面内に配置されている。ループコイル９１−１
は、第１の面と４５°の角度で交差する第２の面内に配
置されている。ループコイル９１−３は、第１の面と−
４５°の角度で交差する第３の面内に配置されている。
実際にコイルを作成する時は、厳密に４５°あるいは−
４５°にコイルを配置することは困難であるが、少なく
とも４０°〜５０°、あるいは−４０°〜−５０°の範
囲に配置することが好ましい。

【００５１】表面コイルについては、８の字型コイル９
２−１が被写体の胸側の表面近傍に配置され、８の字型
コイル９２−２が被写体の背側の表面近傍に配置されて
いる。２つの８の字型コイルの中心は撮影断面の原点を
通るｚ軸上に何れも配置されている。

【００５２】図７は、本発明の実施例に於ける８の字型
コイルの感度分布を示す図である。図７（ａ）に示す８
の字型コイル９２−１の撮影断面の原点を通るｘ、ｙ、
ｚ軸の上の感度分布を、図７（ｂ）、図７（ｃ）、図７
（ｄ）に示す。図７（ａ）に示すように、８の字型コイ
ルは、幅１０ｃｍ、長さ３０ｃｍの矩形状の、相互に１
０ｃｍ離れた２つの導電ループを有する。

【００５３】図１４（ａ）、図１４（ｂ）、図１４
（ｃ）はそれぞれ、ループコイル９１−１の原点を通る
ｘ、ｙ、ｚ軸の上の感度分布を示す。

【００５４】図１５（ａ）、図１５（ｂ）、図１５
（ｃ）はそれぞれ、ループコイル９１−２の原点を通る
ｘ、ｙ、ｚ軸の上の感度分布を示す。

【００５５】図１６（ａ）、図１６（ｂ）、図１６
（ｃ）はそれぞれ、ループコイル９１−３の原点を通る
ｘ、ｙ、ｚ軸の上の感度分布を示す。

【００５６】ここで、撮影条件を視野２５０ｍｍ、スラ
イス厚５ｍｍとする。撮影面がトランス面（ｘｚ面）の
場合について考える。位相エンコード方向をｘ軸に選択
した場合、ループコイル９１−１、９１−３のｘ軸上の
感度分布は不均一であるから、撮影速度向上率を３倍に
できる。また、位相エンコード方向をｚ軸に選択した場
合、８の字型コイル９２−１、９２−２のｚ軸上の感度
分布は不均一であるから、撮影速度向上率を３倍以上に
できる。現在、最も速い撮影シーケンスであるエコープ
ラナー法に上述のような高速化技術を適用した場合、撮
影速度向上率を３倍とすると、０．０３秒程度で１枚の
画像を取得できる。これは、心臓等のような速い動きの
臓器を撮影するのに十分な撮影速度である。

【００５７】また、任意のｘｚ面の任意部分に於いて、
ループコイル９１−１、９１−２、９１−３の何れかの
サブコイルは感度を有することから、撮影領域で殆ど感
度を持たない領域が存在しない状態、即ち、撮影領域の
全ての領域で感度を有する状態となっている。

【００５８】撮影面がサジタル面（ｙｚ面）の場合につ
いて考える。位相エンコード方向をｙ軸に選択した場
合、ループコイル９１−１、９１−２、９１−３のｙ軸
上の感度分布は不均一である。ループコイル９１−１、
９１−３の感度分布はほぼ等しくなるため、ループコイ
ル９１−１、９１−３のどちらかは折り返し分離に寄与
しないが、少なくとも撮影速度向上率を３倍にできる。

【００５９】また、位相エンコード方向をｚ軸に選択し
た場合、８の字型コイル９２−１、９２−２のｚ軸上の
感度分布は不均一であるから、撮影速度向上率を３倍以
上にできる。

【００６０】また、任意のｙｚ面の任意部分に於いて、
ループコイル９１−１、９１−２、９１−３の何れかの
サブコイルは感度を有することから、撮影領域で殆ど感
度を持たない領域が存在しない状態、即ち、撮影領域の
全ての領域で感度を有する状態となっている。

【００６１】撮影面がコロナル面（ｘｙ面）の場合につ
いて考える。位相エンコード方向をｘ軸に選択した場
合、ループコイル９１−１、９１−３のｘ軸上の感度分
布は不均一であるから、撮影速度向上率を３倍にでき
る。

【００６２】また、位相エンコード方向をｙ軸に選択し
た場合、ループコイル９１−１、９１−２、９１−３の
ｙ軸上の感度分布は不均一である。ループコイル９１−
１、９１−３の感度分布はｘ＝０のライン上でほぼ等し
くなるため、ループコイル９１−１、９１−３のどちら
かは折り返し分離に寄与しないが、少なくとも撮影速度
向上率を３倍にできる。

【００６３】また、任意のｘｙ面の任意部分に於いて、
ループコイル９１−１、９１−２、９１−３の何れかの
サブコイルは感度を有することから、撮影領域で殆ど感
度を持たない領域が存在しない状態、即ち、撮影領域の
全ての領域で感度を有する状態となっている。

【００６４】図９に示す例ではループコイルを楕円で示
したが、図１７に示すように、例えば、ループコイルは
四辺形であっても良い。また、四辺形の対向する辺の近
傍で折り曲げられた形状であっても良い。

【００６５】また、実際にコイルを作成する場合は、ア
クリル等の素材で構成されたボビンにサブコイルを固定
し支持する。ボビンの形状としては、５ｍｍ〜１０ｍｍ
程度の厚みを有する円筒あるいは楕円筒、あるいは断面
が四辺形の筒等が好ましい。

【００６６】図１８に示すように、ボビン１１９を分割
／組み立てができるように構成すれば、被写体への装着
が容易となる。この場合、ボビンに固定されるコイル
も、ボビンの分割位置とほぼ一致する位置で分割／組み
立てが可能な構成とする。コイルの分割部にはコネクタ
を配置し、分割されたコイル間を接続する。

【００６７】位相エンコード方向をｚ軸に設定した場合
について考える。所望の視野に対して、位相エンコード
方向に１／３の矩形視野を５つのコイルから同時に撮影
する（撮影時間は１／３）。１／３の視野画像は当然被
写体の折り返しの入った画像となるが、５つのコイルの
感度分布の違いを利用して連立方程式を解くことによ
り、折り返しを分離して、１／１の視野画像を再構成す
る。この場合は、３個の未知数に対して、５個の方程式
からなる連立方程式が存在し、全てのライン上で少なく
とも３個の方程式は独立なので、解が求まる。

【００６８】以上、本発明を実施例について説明した
が、本発明は上記実施例に限定されるものではなく、例
えば、サブコイルの個数は５個以上にしても良いことは
言うまでもない。また、最終的に得られる画像の画素数
を、例えば、６４×６４、１２８×１２８、２５６×２
５６としても良い。

【００６９】本発明の受信コイルが使用される垂直磁場
オープンＭＲＩ装置によれば、どの軸を位相エンコード
方向に選択しても撮影速度向上率を３倍以上にでき、且
つ、撮影領域で殆ど感度を持たない領域が存在しない状
態、即ち、撮影領域の全ての領域で感度を有する状態で
撮影を行うことができる。

【００７０】本発明の装置では、撮影断面の選択、位相
エンコード軸の選択に制限が無いため、垂直磁場オープ
ンＭＲＩを使用する、特に、心臓をターゲットにした術
中撮影（ＩＶＲ）に於いて、ユーザーニーズに適った装
置を提供できる。

【００７１】図９では表面コイルをループコイルの内側
に示したが、ループコイルの外側に配置しても良い。図
９では、表面コイルを胸側と背側の体表の近傍に１つず
つ配置したが、胸側の体表の近傍に２つ配置、あるいは
背側の体表の近傍に２つ配置しても良い。胸側、あるい
は背側の体表の近傍に表面コイルを２つ配置させる場
合、図１９に示すように２つの表面コイル１２０−１、
１２０−２を実質的に直交するように配置し、オーバラ
ップさせて配置しても良い。表面コイル１２０−１の出
力端１２６−１と表面コイル１２０−２の出力端１２６
−２の位置をそれぞれ直交する方向に配置する。図７
（ａ）に示すように、図１９に示す８の字型コイルは、
矩形状の相互に離れた２つの導電ループを有する。

【００７２】また、図９では、ループコイル９１−１と
ループコイル９１−３は、互いに交差（たすきがけ）す
る配置となっているが、図２０に示すように互いに交差
しない配置でもよい。図２０では、ループコイル９１−
１とループコイル９１−３は、被写体１０３の肩から脇
にかけての外周に配置されている。

【００７３】図２０に示すようなコイル配置を用いた場
合、図９に示したコイル配置を用いた場合と比較して、
ループコイル９１−１の感度が最大となる位置はｘ軸の
プラス方向にずれ、ループコイル９１−３の感度が最大
となる位置はｘ軸のマイナス方向にずれる。このため、
図２０に示すようなコイル配置を用いて前述の本発明に
よる高速化技術を適用した場合、図９に示したコイル配
置を用いた場合と比較して、出来上がった画像は左右の
肺の部分でＳ／Ｎが高くなるという効果がある。また、
図９と図２０においては、ループコイル９１−２は、胸
部の外周に配置されているが、被写体１０３の首の外周
に配置してもよい。ループコイル９１−２を首の外周に
配置して前述の本発明による高速化技術を適用した場
合、出来上がった画像は心臓の上部分でＳ／Ｎが高くな
る。すなわち、心臓上方の血管部分の診断において有利
となる効果がある。

【００７４】また、本発明の効果を、トランス面（ｘｚ
面）、コロナル面（ｘｙ面）、サジタル面（ｙｚ面）の
基本３断面を撮影断面に選んだ場合について説明した
が、傾斜磁場の向きは任意にとれるので、これらと斜め
の面（ｏｂｌｉｑｕｅｓｅｃｔｉｏｎ）についてもイ
メージングが可能であり、斜めスライスは心臓のように
軸が体軸と傾いた臓器の撮像に有効である。

【００７５】図２１に示すような任意方向の断面２０１
は、ｘ、ｙ、ｚ方向の傾斜磁場コイルに、それぞれの方
向の磁場勾配の成分に対応した電流を流すことにより容
易に得られる。図２１においても、直交する２つの軸２
０２と２０３が撮影断面２０１を定めており、軸２０２
あるいは２０３のいずれかの方向が位相エンコード方向
に選択される。図２１のような斜め撮影においても同様
に、静磁場方向と平行な線分を含む面内に配置されてい
て被写体の外周に配置されたループコイルと、静磁場方
向と垂直な線分を含む面内に配置されていて被写体の表
面に配置された表面コイルを、それぞれ複数個用いて受
信コイルを構成することにより、前述した高速化技術を
垂直磁場オープンＭＲＩ用の受信コイルに適用する際、
どの軸を位相エンコード方向に選択しても撮影速度向上
化率を３倍以上にでき、かつ、撮影領域中でほとんど感
度を持たない領域が存在しない撮影を行なうことができ
る。

【００７６】

【発明の効果】本発明の垂直磁場型の核磁気共鳴を用い
た検査装置によれば、静磁場方向と平行な線分を含む面
内で被写体の外周に配置されたループコイルの複数個
と、静磁場方向と垂直な線分を含む面内で被写体の表面
の近傍に配置された表面コイルの複数個とを用いて受信
コイルを構成するので、どの軸を位相エンコード方向に
選択しても、任意の所望の視野（１／１の視野画像）
を、１個のコイルを用いて通常の方法で撮影する速度の
３倍以上にでき、且つ、撮影領域で殆ど感度を持たない
領域が存在しない状態、即ち、撮影領域の全ての領域で
感度を有する状態で撮影をできるという効果がある。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明が適用される装置の構成例を示すブロッ
ク図。

【図２】従来技術の受信コイルの配置例を示す図。

【図３】本発明が適用されるオープン型ＭＲＩ装置の斜
視図。

【図４】従来技術の８の字型コイルの上のＲＦ電流の方
向を示す図。

【図５】図４の８の字型コイルが作るＲＦ磁場を示す
図。

【図６】図４の８の字型コイルの感度を示す図。

【図７】本発明の実施例における８の字型コイルの感度
分布を示す図。

【図８】本発明におけるループコイルの感度分布の例を
示す図。

【図９】本発明の実施例における受信コイルの配置例を
示す図。

【図１０】従来技術を説明する図。

【図１１】従来技術の受信コイルの配置例を示す図。

【図１２】本発明における撮影断面とライン上の感度分
布の例を示す図。

【図１３】本発明におけるループコイルの配置の例を示
す図。

【図１４】本発明におけるループコイルの感度分布を示
す図。

【図１５】本発明におけるループコイルの感度分布を示
す図。

【図１６】本発明におけるループコイルの感度分布を示
す図。

【図１７】本発明におけるループコイルの形状例を示す
図。

【図１８】本発明の実施例におけるボビンの形状例を示
す図。

【図１９】本発明の実施例における表面コイルの配置例
を示す図。

【図２０】本発明の実施例における受信コイルの配置例
を示す図。

【図２１】本発明を任意方向の撮影断面に適用した場合
を説明する図。

【符号の説明】

４１、４２…８の字型コイルの導体、９１−１、９１−
２、９１−３…ループコイル、９２−１、９２−２…８
の字型コイル、１０１…静磁場発生マグネット、１０２
…傾斜磁場発生コイル、１０３…被写体、１０４…シー
ケンサ、１０５…傾斜磁場電源、１０６…高周波磁場
（ＲＦパルス）発生器、１０７…照射用コイル、１０８
…受信器、１０９…計算機、１１０…ディスプレイ、１
１１…記憶媒体、１１２…シムコイル、１１３…シム電
源、１１４…医師、１１５…ＲＦアンプ、１１６…受信
用コイル、１１７…８の字型コイル、１１８…受信コイ
ル、１１９…ボビン、１２０−１、１２０−２…表面コ
イル、１２１…撮影断面、１２２−１、１２２−２、１
２２−３…ｙ軸と平行な線分、１２３−１…ｙ軸と平行
な線分１２２−１上でのコイル９１−１の感度分布、１
２３−２…ｙ軸と平行な線分１２２−１上でのコイル９
１−２の感度分布、１２４−１…ｙ軸と平行な線分１２
２−２上でのコイル９１−１の感度分布、１２４−２…
ｙ軸と平行な線分１２２−２上でのコイル９１−２の感
度分布、１２５−１…ｙ軸と平行な線分１２２−３上で
のコイル９１−１の感度分布、１２５−２…ｙ軸と平行
な線分１２２−３上でのコイル９１−２の感度分布、１
２６−１…表面コイル１２０−１の出力端、１２６−２
…表面コイル１２０−２の出力端、２０１…任意方向の
撮影断面、２０２…軸、２０３…軸２０２と直交する
軸。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者高橋哲彦東京都千代田区内神田一丁目１番14号株式会社日立メディコ内 (72)発明者岡島健一東京都国分寺市東恋ヶ窪一丁目280番地株式会社日立製作所中央研究所内Ｆターム(参考） 4C096 AA01 AA18 AB07 AB25 AB36 AC04 AD09 AD10 BA42 BB18 BB21 BB25 CA05 CA16 CA21 CA26 CA35 CC01 CC06 CC08 CC12 CC40

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】鉛直方向に静磁場を発生する手段と、前記
静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルスを
発生する手段と、前記静磁場に置かれた前記検査対象に
印加する傾斜磁場を発生する手段と、複数のサブコイル
から構成され前記検査対象から発生する核磁気共鳴信号
を検出する受信コイルとを具備し、かつ、前記サブコイ
ルは、前記静磁場方向に垂直な面内に配置され前記検査
対象の表面の近傍に配置された複数の表面コイルと、前
記静磁場方向に平行な軸を含む面内に配置され前記検査
対象の外周に配置された複数のループコイルとから構成
され、前記検査対象の任意の撮影断面を定める直交する
２軸の何れか一方の軸上で、２個以上の前記サブコイル
は不均一な感度分布を有し、少なくとも１個の前記サブ
コイルは前記任意の撮影断面の任意の位置で感度を有し
てなることを特徴とする核磁気共鳴を用いた検査装置。
【請求項２】前記ループコイルの個数が３個以上であ
り、前記表面コイルの個数が２個以上であることを特徴
とする請求項１記載の核磁気共鳴を用いた検査装置。
【請求項３】前記複数のループコイルの内側に前記表面
コイルが配置されてなることを特徴とする請求項１記載
の核磁気共鳴を用いた検査装置。
【請求項４】前記複数のループコイルの外側に前記表面
コイルが配置されてなることを特徴とする請求項１記載
の核磁気共鳴を用いた検査装置。
【請求項５】前記表面コイルが８の字型の表面コイルで
あることを特徴とする請求項１記載の核磁気共鳴を用い
た検査装置。
【請求項６】前記２個以上の表面コイルは、８の字型の
第１の表面コイルと、前記第１の表面コイルとオーバラ
ップする８の字型の第２の表面コイルとを含み、前記第
１の表面コイルの出力端と前記第２の表面コイルの出力
端の位置がそれぞれ直交する方向に配置されてなること
を特徴とする請求項１記載の核磁気共鳴を用いた検査装
置。
【請求項７】前記ループコイルの形状が、四辺形の形
状、又は、四辺形の対向する辺の近傍で折り曲げられた
形状であることを特徴とする請求項１記載の核磁気共鳴
を用いた検査装置。
【請求項８】前記撮影断面の位相エンコード方向の長さ
の１／Ｎ（Ｎは２以上の整数）の長さを持つ矩形の視野
を設定して撮影を行ない、折り返しを前記エンコード方
向に含み、前記撮影により得られた前記検査対象の画像
から、前記複数のサブコイルの感度分布の違いに基づい
て、前記折り返しを分離して前記撮影断面の画像を再構
成することを特徴とする請求項１記載の核磁気共鳴を用
いた検査装置。
【請求項９】直交座標系を（ｘ、ｙ、ｚ）とし、前記鉛
直方向にｚ方向を設定した時、前記位相エンコード方向
が、ｘ、ｙ、ｚの何れか１つの方向であることを特徴と
する請求項８記載の核磁気共鳴を用いた検査装置。
【請求項１０】直交座標系を（ｘ、ｙ、ｚ）とし、鉛直
方向にｚ方向を設定し、検査対象の体軸方向をｙ方向と
して、前記ｚ方向に静磁場を発生する手段と、前記静磁
場に置かれた前記検査対象に印加する励起ＲＦパルスを
発生する手段と、ｘ方向、前記ｙ方向、及び前記ｚ方向
に印加する傾斜磁場を発生する手段と、５個以上のサブ
コイルから構成され前記検査対象から発生する核磁気共
鳴信号を検出する受信コイルとを具備し、かつ、前記サ
ブコイルが、ｘｙ面に平行な第４の面内に配置され前記
検査対象の表面の近傍に配置された８の字型の第１の表
面コイルと、前記第４の面内に配置され前記第１の表面
コイルとオーバラップする８の字型の第２の表面コイル
と、ｘｚ面に平行な第１の面内に配置され前記検査対象
の外周に配置された第１のループコイルと、前記第１の
面と略４５°の角度で交差する第２の面内に配置され前
記検査対象の外周に配置された第２のループコイルと、
前記第１の面と略−４５°の角度で交差する第３の面内
に配置され前記検査対象の外周に配置された第３のルー
プコイルとから構成されることを特徴とする核磁気共鳴
を用いた検査装置。
【請求項１１】前記第１、第２及び第３のループコイル
の内側に前記第１及び第２の表面コイルが配置されてな
ることを特徴とする請求項１０記載の核磁気共鳴を用い
た検査装置。
【請求項１２】前記第１、第２及び第３のループコイル
の外側に前記第１及び第２の表面コイルが配置されてな
ることを特徴とする請求項１０記載の核磁気共鳴を用い
た検査装置。
【請求項１３】前記検査対象の任意の撮影断面は直交す
る２軸により定められることを特徴とする請求項１０記
載の核磁気共鳴を用いた検査装置。
【請求項１４】鉛直方向に静磁場を発生する手段と、前
記静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルス
を発生する手段と、前記静磁場に置かれた前記検査対象
に印加する傾斜磁場を発生する手段と、５個以上のサブ
コイルから構成され前記検査対象から発生する核磁気共
鳴信号を検出する受信コイルとを具備し、かつ、前記サ
ブコイルが、前記鉛直方向に垂直な面内に配置され前記
検査対象の表面の近傍に配置された２個以上の表面コイ
ルと、前記鉛直方向に平行な軸を含む面内に配置され前
記検査対象及び前記２個以上の表面コイルの外周に配置
された３個以上のループコイルとから構成され、前記検
査対象の任意の撮影断面を定める直交する２軸の何れか
一方の軸上で、２個以上の前記サブコイルは不均一な感
度分布を有し、少なくとも１個の前記サブコイルは前記
任意の撮影断面の任意の位置で感度を有することを特徴
とする核磁気共鳴を用いた検査装置。
【請求項１５】鉛直方向に静磁場を発生する手段と、前
記静磁場に置かれた検査対象に印加する励起ＲＦパルス
を発生する手段と、前記静磁場に置かれた前記検査対象
に印加する傾斜磁場を発生する手段と、５個以上のサブ
コイルから構成され前記検査対象から発生する核磁気共
鳴信号を検出する受信コイルとを具備し、かつ、前記サ
ブコイルが、前記鉛直方向に垂直な面内に配置され前記
検査対象の表面の近傍に配置された２個以上の表面コイ
ルと、前記鉛直方向に平行な軸を含む面内に配置され前
記検査対象の外周に配置された３個以上のループコイル
とから構成されることを特徴とする核磁気共鳴を用いた
検査装置。
【請求項１６】前記検査対象の任意の撮影断面を定める
直交する２軸の何れか一方の軸上で、２個以上の前記サ
ブコイルは不均一な感度分布を有し、前記サブコイルの
少なくとも１つは前記任意の撮影断面の任意の位置で感
度を有し、前記軸の何れかに平行な線上で前記サブコイ
ルの不均一な感度分布の少なくとも２個以上は、前記何
れかの軸に平行な線上で異なることを特徴とする請求項
１５記載の核磁気共鳴を用いた検査装置。
【請求項１７】前記３個以上のループコイルの内側に前
記表面コイルが配置されてなることを特徴とする請求項
１５記載の核磁気共鳴を用いた検査装置。
【請求項１８】前記３個以上のループコイルの外側に前
記表面コイルが配置されることを特徴とする請求項１５
記載の核磁気共鳴を用いた検査装置。
【請求項１９】静磁場に置かれた検査対象に傾斜磁場お
よび励起ＲＦパルスを印加し、複数のサブコイルからな
る受信コイルを用いて前記検査対象から発生する核磁気
共鳴信号を検出して、前記検査対象の撮影断面像を得る
ようにした核磁気共鳴を用いた検査装置において、前記
受信コイルは、前記静磁場の方向に垂直な軸を含む面内
にあって前記検査対象の表面の近傍に配置された複数の
第１のサブコイルと、前記静磁場の方向に平行な軸を含
む面内にあって前記検査対象の外周に配置された複数の
第２のサブコイルとを具備してなることを特徴とする核
磁気共鳴を用いた検査装置。
【請求項２０】前記受信コイルは、２個以上の第１のサ
ブコイルと、３個以上の第２のサブコイルとで構成され
ていることを特徴とする請求項１９記載の核磁気共鳴を
用いた検査装置。