JP2006230844A

JP2006230844A - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP2006230844A
Application number: JP2005052422A
Authority: JP
Inventors: Takeshi Yao; 武八尾
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2005-02-28
Filing date: 2005-02-28
Publication date: 2006-09-07
Anticipated expiration: 2025-02-28
Also published as: JP4566024B2

Abstract

【課題】よりオープン性を向上させた水平磁場方式磁気共鳴イメージング装置を提供する。
【解決手段】概ね円筒形状のガントリの内部の撮像空間（３３）に、円筒の中心軸に沿って静磁場を発生させる超電導磁石（３１ａ，３１ｂ）と、超電導磁石の撮像空間（３３）側に円筒に沿って配置され、撮像空間（３３）に傾斜磁場を発生する円筒形状の傾斜磁場コイル（３４）を備えた磁気共鳴イメージング装置において、超電導磁石（３１ａ，３１ｂ）の中心軸（３６）方向の長さが場所によって異なっている。
【選択図】図２

Description

本発明は磁気共鳴イメージング装置(以下、MRI装置という。)に係り、特に磁気共鳴イメージング装置のオープン性向上技術に関する。

MRI装置は、均一な静磁場内に置かれた被検体に電磁波を照射したときに、被検体を構成する原子の原子核に生じる核磁気共鳴現象を利用し、被検体からの核磁気共鳴信号(以下、NMR信号という。)を検出し、このNMR信号を使って画像を再構成することにより、被検体の物理的性質をあらわす磁気共鳴画像(以下、MR画像という。)を得るものである。このイメージングの位置情報を与えるために、静磁場に重畳して傾斜磁場が印加される。

そこでMRI装置は一般的に、撮像空間に静磁場を所定の方向へ発生させる静磁場発生用磁石と、前記静磁場発生用磁石の前記撮像空間側に配置され、前記撮像空間へ傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場コイルの前記撮像空間側に配置され、前記撮像空間へ高周波磁場を発生する照射コイル等より構成されている。ただし、MRI装置は横たわらせた被検体の周りに、どのような構成の磁石を配置してどちらの方向に静磁場を発生させるか等に応じて、水平磁場方式のトンネル型MRI装置と、垂直磁場方式のオープン型MRI装置とに大別される。

ここで、水平磁場方式のトンネル型MRI装置とは、概ね円筒形状のガントリ内に前記円筒の中心軸に沿って静磁場を発生させて、ガントリ内の撮像空間に配置された被検体のMR画像を得るMRI装置のことである。また、垂直磁場方式のオープン型MRI装置とは、撮像空間を挟んで上下、又は左右等に対向して配置された静磁場発生用磁石の前記対向面に垂直に静磁場を配置させて、前記撮像空間に配置された被検体のMR画像を得るMRI装置である。

MRI装置では、撮像空間に横たわらせる被検体の閉所恐怖感を低減するために、オープン性を向上させることが重要である。特許文献１記載では、水平磁場方式のトンネル型MRI装置において、オープン性を向上させるために軸長を短くしたMRI装置(以下、ショートボア方式MRI装置と呼ぶ。)に関する技術が開示されている。
米国特許6836119号公報

本発明者は、上記従来技術を検討した結果、以下の問題点を見出した。
すなわち、ショートボア方式MRI装置は、医療用に用いられるようにするためには、静磁場発生用磁石の性能はある程度高くなければならず、そのことから極端に軸長を短くすることはできなかった。そのため、横たわらせた被検体の上側を十分に開放させた磁気共鳴イメージング装置を提供することは不可能だった。
本発明の目的は、よりオープン性を向上させた磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。

本発明の第1の特徴によれば、概ね円筒形状のガントリの内部の撮像空間に、前記円筒の中心軸に沿って静磁場を発生させる静磁場発生手段と、前記静磁場発生手段の前記撮像空間側に前記円筒に沿って配置され、前記撮像空間に傾斜磁場を発生する円筒形状の傾斜磁場発生手段を備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記静磁場発生手段の前記円筒の中心軸方向の長さが場所によって異なっていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置が提供される。

本発明の第2の特徴によれば、前記静磁場発生手段の前記円筒の中心軸方向の長さは、鉛直方向上側の方が鉛直方向下側より短くなっていることを特徴とする本発明の第1の特徴を併せ持つ磁気共鳴イメージング装置が提供される。

本発明の第3の特徴によれば、前記静磁場発生手段の前記円筒の中心軸方向の長さは、前記円筒の中心軸に向かって左右で異なっていることを特徴とする本発明の第1の特徴を併せ持つ磁気共鳴イメージング装置が提供される。

本発明の第4の特徴によれば、前記静磁場発生手段は、複数の円環状のコイルを含み、該複数のコイルの内の少なくとも一つの中心軸は、他のいずれかのコイルの中心軸と平行でないことを特徴とする本発明の第1〜3の特徴を併せ持つ磁気共鳴イメージング装置が提供される。

本発明の第5の特徴によれば、前記中心軸が平行でない関係にある複数のコイルの中心軸は、前記円筒の中心軸に対して時計周りに第1の所定の角度傾けたものと、前記円筒の中心軸に対して時計と反対回りに第2の所定の角度傾けたものを含むことを特徴とする本発明の第4の特徴を併せ持つ磁気共鳴イメージング装置が提供される。

本発明の第6の特徴によれば、前記複数個の円環状の超電導コイルによって生成された静磁場の均一度を向上させるために、磁性体あるいは補正用コイルが、前記複数の円環状のコイルの内最も径の大きいものより前記撮像空間側に備えられていることを特徴とする本発明の4〜5の特徴を併せ持つ磁気共鳴イメージング装置が提供される。

本発明の第7の特徴によれば、前記傾斜磁場発生手段の形状は、前記静磁場発生手段の形状に合わせて、前記中心軸方向に長い部分と短い部分から成り、前記短い部分は前記静磁場発生手段の形状に対して前記円筒の中心軸方向外側に飛び出していないことを特徴とする本発明の第1〜6の特徴を併せ持つ磁気共鳴イメージング装置が提供される。

本発明によれば、よりオープン性を向上させた磁気共鳴イメージング装置が提供される。

以下、一般的なMRI装置のシステム構成を図1により詳細に説明する。
MRI装置は大別して、中央処理装置(以下、CPUと略称する)1と、シーケンサ2と、送信系3と、静磁場発生用磁石4と、受信系5と、傾斜磁場発生系21と、信号処理系6とから構成されている。

CPU1は、予め定められたプログラムに従って、シーケンサ2、送信系3、受信系5、信号処理系6を制御するようになっている。シーケンサ2は、CPU1からの制御指令に基づいて動作し、被検体7の断層面の画像データ収集に必要な種々の命令を送信系3、傾斜磁場発生系21、受信系5に送るようになっている。

送信系3は、高周波発振器8と、変調器9と、照射コイル11とを備え、シーケンサ2の指令により高周波発振器8からの基準高周波パルスを変調器9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10を介して増幅して照射コイル11に供給することにより、所定のパルス状の電磁波を被検体に照射するようになっている。

静磁場発生用磁石4は、被検体7の周りの所定の方向に均一な静磁場を発生させるためのものである。この静磁場発生用磁石4の内部には、照射コイル11と、傾斜磁場コイル13と、受信コイル14とが配置されている。傾斜磁場コイル13は傾斜磁場発生系21に含まれ、傾斜磁場電源12より電流の供給を受け、シーケンサ2の制御のもとに傾斜磁場を発生させる。

受信系5は、被検体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、受信コイル14と増幅器15と直交位相検波器16とA／D変換器17とを有しており、上記照射コイル14から照射された電磁波による被検体の応答の高周波信号(NMR信号)は被検体に近接して配置された受信コイル14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に入力され、ディジタル量に変換され、その信号がCPU1に送られるようになっている。

信号処理系6は、磁気ディスク20、光ディスク19などの外部記憶装置と、CRTなどからなるディスプレイ18とを備え、受信系5からのデータがCPU1に入力されると、CPU1が信号処理、画像再構成などの処理を実行し、その結果である被検体7の所望の断層面の画像をディスプレイ18で表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク20などに記憶するようになっている。

図2は本発明の実施例1に係る磁気共鳴イメージング装置に用いられる超電導磁石の外観を示した図である。図1に示す超電導磁石は、水平磁場方式MRI装置であるが、軸方向の長さが場所によって異なっていて、より具体的には、磁石の鉛直方向最も上側から磁石の鉛直方向最も下側へ行くに従って、軸方向の長さが次第に長くなるような構造になっている。このことによって、横たわらせた被検者の鉛直方向上側が開放され、被検体の感じる閉所恐怖感を低減できる。また、I−MR(InterventionaL−MR)等のように手術を行いながらMR撮像を行う場合において、術者が被検者へアクセスするためのスペースを広くとることができる。

図3は、図2に示した超電導磁石を水平方向から見た断面図である。超電導磁石はその
最外殻が、真空容器30から成っているが、図3の断面図によれば、真空容器の断面は鉛
直方向に上側の台形31aと下側の台形31bより成っている。また、図3において32は被検者、33は被検者を配置して撮影するための撮影領域、34は撮影領域へ傾斜磁場を発生させるための傾斜磁場コイル、35は被検者を載せるためのベッド、36は静磁場の中心軸であるZ軸である。ここで、上側の台形の上辺をL1、上側の台形の下辺をL2、下側の台形の上辺をL3、下側の台形の下辺をL4とすると、L1よりL２が長く、L2よりL3が長く、L3よりL4が長くなっている。言い換えれば、超電導磁石の鉛直方向上側のZ軸方向の長さは、超電導磁石の鉛直方向下側のZ軸方向の長さより短くなっている。また、断面の両側の辺は、上側の台形の右辺は下側の台形の右辺の延長上にあり、上側の台形の左辺は下側の台形の左辺の延長上にあるようになっている。

また、図3において傾斜磁場コイル34は、本提案の超電導磁石の内面に沿った形状をしており、上方の軸長M1に比べて、下方の軸長M2は長くなっていて、上側は超電導磁石の内面からZ軸方向外側へ飛び出していない。この傾斜磁場コイルはX，Y，Zの3方向の傾斜磁場Gx，Gy，Gzを被検者に印加するようになっており、このため内部には3つのコイルを備える。この傾斜磁場の加え方により、被検者に対する撮影のためのスライス面を設定することができ、またNMR信号に位置情報を付与することができる。

次に、図4は、真空容器30内にどのように超電導コイルを配置するかを示した図である。図4の例では6個のコイルを傾斜をつけて配置させている。言い換えれば、6個のコイルの内の少なくとも一つは、中心軸が他のいずれかのコイルの中心軸と平行でない。例えば、図4において超電導コイルの1つである41aの中心軸41bは、Z軸36に対して90°以下の所定の角度だけ時計と反対回りに傾いているが、超電導コイルのもう1つである41cの中心軸41dは、Z軸36に対して90°以下の所定の角度だけ時計回りに傾いている。z＝0の面に対して対称となるように、ハの字もしくは逆ハの字状に配置されたコイルを組み合わせて構成すれば、撮影領域のz軸方向に均一な静磁場を発生することができる。更に医療用MRI装置として用いるために発生される静磁場の均一度が不十分である場合には、磁場補正用コイル、あるいは鉄等の磁性体42を配置すれば良い。磁性体42を配置する位置としては、最も径の大きい超電導コイル41eより撮影領域33側が好適である。

図5は本発明の実施例2に係る磁気共鳴イメージング装置に用いられる超電導磁石の超電導コイル配置を、実際にシミュレーションにより求めた図である。ただし、図5はz軸方向に正の領域のコイルについてのみを示し、負の領域はz＝0平面に対して対称であるとして省略している。図5の配置例は、合計8つのコイルを用いて、中心の撮影領域に1.5Tの磁場を発生させる場合の例である。先ず最も外側のコイル40aは、z＝681MMに置かれたr＝540MMのコイルの中心軸を11.9゜z軸に対して時計と反対回りに(正の大きさを持つ角度：＋11.9゜)傾けて配置したものである。そして、起磁力は638kアンペア*ターンである。次に、コイル40aのみでは撮影領域下側の部分の静磁場強度が弱くなるので、コイル40bを用い磁場を補償している。コイル40bはコイル40aの内側にあるコイルで、z＝372MMに置かれたr＝576MMのコイルの中心軸を5.8°z軸に対して時計回りに(負の大きさを持つ角度：−5.8°)傾けて配置したものである。そして、起磁力は458kアンペア*ターンである。次に、コイル40aとコイル40bのみでは撮影領域上側の部分の静磁場強度が弱くなるので、コイル40cを用い磁場を補償している。コイル40cはコイル40bの内側にあるコイルで、z＝123MMに置かれたr＝592MMのコイルの中心軸を9.1°z軸に対して時計と反対回りに(正の大きさを持つ角度：＋9.1°)傾けて配置したものである。そして、起磁力は133kアンペア*ターンである。次に、コイル40aとコイル40bとコイル40cのみでは撮影領域下側の部分の静磁場強度が弱くなるので、コイル40dを用い磁場を補償している。コイル40dはコイル40cの内側にあるコイルで、z＝3MMに置かれたr＝528MMのコイルの中心軸を0.9°z軸に対して時計回りに(負の大きさを持つ角度：−0.9°)傾けて配置したものである。この様なコイル配置等は、コイルに関する適当な値をパラメータとして採用し、遺伝的アルゴリズム等の最適化手法を用いてそのパラメータの最適化することによって、適切なコイル配置等を決めることが出来る。図4の例では、撮影領域内の磁場均一度を最適化の目的関数としたが、さらには、磁石外への漏洩磁場、開放性等の複数の目的関数を極小(極大)化する事により、包括的に最適なコイル配置等を得ることが出来る。

図に示した様に電流を配置すると、半径200MMの撮影領域内には、1.5Tに対して＋1700ppMから−3000ppMの誤差磁場で静磁場を発生することができる。図中撮影領域相当部分に、磁場均一度[ppM]を等高線で示した。1.5Tに対して3000ppMとは、磁場強度に換算すると4.5MT程度であり、これを補正するために、磁場補正用コイルもしくは鉄等の磁性体を用いればよい。磁場補正用コイルの設計手法としては、傾斜磁場コイルを設計するために用いられている方法を適用すれば良い。典型的には、導体に流す電流値を400Aとしてコイルのターン数を20ターンとすれば、4.5MT程度の磁場を補正するために必要な磁場出力を出すことができる。

本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々に変形して実施できる。例えば、上記実施例では超電導磁石の鉛直方向上側の軸長を鉛直方向下側より短くする場合を示したが、本発明はこれに限定されず、どの方向が短いように、Z軸36を挟んで長さが異なっていても良い。例えば、術者が横たわらされた被検体に横方向からアクセスできるように、軸長が短い方向が超電導磁石の横方向(アクセスする術者にとって手前側)でも良い。言い換えれば、被検体を挿入する方向に向かって左右で、軸長の長さが異なっていて、短い方から術者が被検者へアクセスしやすくできるようにしても良い。また、本発明は超電導磁石に限定されず、永久磁石により構成したトンネル型の磁石にも適用できる。また、超電導コイルの断面が図5で示したように長方形あるいは正方形である場合、その長方形あるいは正方形の辺の向きは、Z軸に平行あるいは垂直でも良いし、適当な角度傾けても良い。また、超電導コイルの断面は長方形や正方形でなくても良く、平行四辺形やひし形でも良い。また、真空容器30の断面の形状は、図3に示したように台形でなくても良く、図6に示したように、角がとれた楕円のような形状でも良く、図7に示したように長方形の形状でも良い。

一般的なMRI装置のシステム構成。本発明の実施例1に係る磁気共鳴イメージング装置に用いられる超電導磁石の外観を示した図。図2に示した超電導磁石を水平方向から見た断面図。真空容器30内にどのように超電導コイルを配置するかを示した図本発明の実施例2に係る磁気共鳴イメージング装置に用いられる超電導磁石の超電導コイル配置を、実際にシミュレーションにより求めた図。真空容器の断面の形状が角がとれた楕円のようである超電導磁石を示す図。真空容器の断面の形状が長方形である超電導磁石を示す図。

符号の説明

３１ａ真空容器の断面のうち上側の台形、３１ｂ真空容器の断面のうち下側の台形、３２被検者、３３撮影領域、３４傾斜磁場コイル、３５ベッド、３６ Z軸

Claims

概ね円筒形状のガントリの内部の撮像空間に、前記円筒の中心軸に沿って静磁場を発生させる静磁場発生手段と、前記静磁場発生手段の前記撮像空間側に前記円筒に沿って配置され、前記撮像空間に傾斜磁場を発生する円筒形状の傾斜磁場発生手段を備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記静磁場発生手段の前記円筒の中心軸方向の長さが場所によって異なっていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
前記静磁場発生手段の前記円筒の中心軸方向の長さは、鉛直方向上側の方が鉛直方向下側より短くなってい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。
前記静磁場発生手段の前記円筒の中心軸方向の長さは、前記円筒の中心軸に向かって左右で異なってい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。
前記静磁場発生手段は、複数の円環状のコイルを含み、該複数のコイルの内の少なくとも一つの中心軸は、他のいずれかのコイルの中心軸と平行でないことを特徴とする請求項１〜３記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記中心軸が平行でない関係にある複数のコイルの中心軸は、前記円筒の中心軸に対して時計周りに第１の所定の角度傾けたものと、前記円筒の中心軸に対して時計と反対回りに第２の所定の角度傾けたものを含むことを特徴とする請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記複数個の円環状の超電導コイルによって生成された静磁場の均一度を向上させるために、磁性体あるいは補正用コイルが、前記複数の円環状のコイルの内最も径の大きいものより前記撮像空間側に備えられていることを特徴とする請求項４〜５記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記傾斜磁場発生手段の形状は、前記静磁場発生手段の形状に合わせて、前記中心軸方向に長い部分と短い部分から成り、前記短い部分は前記静磁場発生手段の形状に対して前記円筒の中心軸方向外側に飛び出していないことを特徴とする請求項１〜６記載の磁気共鳴イメージング装置。