JP2006334050A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】ＥＰＩ法以外のイメージング法にも有効であり、かつ、高速撮像に影響を与えることなく、傾斜磁場コイルの振動に伴う騒音を低減させることが可能な磁気共鳴イメージング装置を実現する。
【解決手段】傾斜磁場コイル１３に、周期的に印加される電流パルスが存在するシーケンスにおいて、互いに隣接する電流パルス波形の電流値×印加時間は一定であるが、電流値と印加時間とは異なる値とする。この印加時間は、ＴＥ、ＴＲに影響がない範囲で変動する。これにより、傾斜磁場コイル１３への印加電流スペクトルのピークを低くして、騒音レベルを低下することができる。
【選択図】 図５

Description

本発明は、医療用等の磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法に係り、特に傾斜磁場コイルの振動による騒音の抑制に関する。

磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置とする）は均一磁場空間に配置された被検体に対して電磁波を照射することにより、被検体内の原子核が電磁波に共鳴して電磁波を吸収または放出する特性を利用して被検体内の断層像等の画像を生成するものである。

ＭＲＩ装置は、均一磁場空間を与える静磁場発生用磁石と、被検体内の原子核に位置情報を与える傾斜磁場コイルを備えている。傾斜磁場コイルに電流が印加されると、均一磁場空間に傾斜磁場が重畳され、被検体内の原子核に位置情報が与えられる。

ここで、静磁場中に流れる電流にはフレミングの左手の法則に従ってローレンツ力が作用する。傾斜磁場コイルヘの印加電流は撮像シーケンスに従ってパルス的に印加されるため、傾斜磁場コイルは振動する。傾斜磁場コイルの振動は傾斜磁場コイルが作り出す傾斜磁場の振動に繋がるため、磁気共鳴イメージング画像の画質が劣化する恐れがある。また、この傾斜磁場コイルの振動によって生じる騒音は被検体に不快感を与えることになる。

このような傾斜磁場コイルの振動及び騒音を低減するため、特許文献１においては、傾斜磁場コイルを真空容器内に収容し、振動吸収体を介してべ一スに固定することで、振動音の空気伝播及び固体振動伝播を抑止する方法が提案されている。

しかし、特許文献１に記載の技術によれば、振動音の空気伝播及び個体振動伝播を抑止することができるが、真空容器を実現するための真空ポンプ等大掛かりな機構が必要となり、構造が複雑かつコスト高となってしまう。

また、近年、ＭＲＩ装置においては、撮像の高速化及びリアルタイム性が求められており、傾斜磁場強度を増大し、印加時間を短くしようとするため、傾斜磁場コイルの振動は更に大きくなる傾向にある。このため、振動吸収体による固体振動伝播の抑止や、吸音材等による防御策には限界がある。

これに対し、シーケンスパターンを騒音が小さくなるように組む手段が古くから存在するが、これは例えば傾斜磁場強度を低くし、傾斜磁場印加時間を長くする方法や、傾斜磁場立ち上がり時間を長くする方法であるため、前述の撮像の高速化及びリアルタイム性という観点からずれてしまう。

そこで、特許文献２に記載されているように、ＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法によるパルスシーケンスにおいて、矩形波的に印加される読み出し傾斜磁場パルスの中で少なくとも１箇所のパルス相互間に、１周期分の半分の位相差を設定する方法が提案されている。この特許文献２記載の技術は、ある１周期のパルスによる振動と、その次の１周期のパルスによる振動が相殺し合うため、傾斜磁場コイルの機械的振動が減少し、それに伴う騒音の低減をもたらすものである。

特開２００１−１９８１０１号公報 特開平９−２４８２８５号公報

しかしながら、特許文献２に記載の技術によれば、ＥＰＩ法における読み出し傾斜磁場パルス以外に適用することが難しく、特に繰り返しの波形が複雑なシーケンスには適用が難しい。更に、繰り返しの波形に位相差を設ける必要性があるため、撮像時間も長くなってしまうという問題点もある。

本発明の目的は、ＥＰＩ法以外のイメージング法にも有効であり、かつ、高速撮像に影響を与えることなく、傾斜磁場コイルの振動に伴う騒音を低減させることが可能な磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法を実現することである。

周期的に傾斜磁場パルスを印加するパルスシーケンスにおいて、少なくとも一つの傾斜磁場パルスは、その印加量（パルス波形の積分）を同一にして、形状を異ならせる。これにより、傾斜磁場発生手段に供給する電流波形のスペクトルピークを低下させる。

本発明によれば、ＭＲＩ装置において、真空容器、吸音材等の複雑なハード構成を使用することなく廉価に、さらに高速撮像シーケンスにおいてもリアルタイム性を保持しながら、傾斜磁場コイルの振動及びこれに伴う騒音を低減することができる。

以下、本発明の実施形態について図面を参照しつつ説明する。

本発明の第１の実施形態を図１〜図４により説明する。

まず、図１は本発明の適用対象であるＭＲＩ装置の概略構成図である。

図１において、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、静磁場発生用磁石４と、傾斜磁場発生系２１と、送信系３と、受信系５と、信号処理系６とを備える。

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。シーケンサ２はＣＰＵ１からの制御指令に基づいて、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傾斜磁場発生系２１、送信系３、受信系５に送信する。

静磁場発生磁石４は、被検体７の周りのある広がりを持った空間に配置された磁石から、被検体７の周囲にその体軸と直交あるいは平行な方向に均一な静磁場を発生させる。

また、傾斜磁場発生系２１は、傾斜磁場電源１２と、傾斜磁場コイル１３とを備え、シーケンサ２の制御のもとに、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の３軸方向の傾斜磁場を被検体７が配置される撮像空間に発生する。この傾斜磁場の加え方により、被検体７の撮像断面が設定される。

送信系３は、高周波発振器８と、変調器９と、高周波増幅器１０と、高周波照射コイル１１とを備えている。この送信系３はシーケンサ２の指令により、高周波発振器８から出力された基準高周波パルスを、変調器９を介して、高周波増幅器１０に供給する。そして、高周波増幅器１０で増幅した後に、被検体７に近接して配置された高周波照射コイル１１に供給して被検体７に高周波パルスを照射する。

受信系５は、高周波受信コイル１４と、この高周波受信コイル１４に接続された増幅器１５と、検波回路１６と、アナログ・ディジタル変換器（以下、ＡＤＣという）１７を備えている。送信系３の高周波照射コイル１１から照射された電磁波による被検体７の生体組織の原子核の磁気共鳴によるエコー信号であるＮＭＲ信号を被検体７に近接して配置された高周波受信コイル１４で検出する。高周波受信コイル１４により検出されたＮＭＲ信号は増幅器１５に出力され、増幅器１５はこのＮＭＲ信号を増幅し、検波回路１６に出力する。検波回路１６は高周波発振器８から基準高周波信号を入力し、これを基準にＮＭＲ信号の情報を検出し、ＡＤＣ１７に入力する。ＡＤＣ１７は入力されたＮＭＲ信号の情報をディジタル信号に変換すると共に、シーケンサ２からの命令によるタイミングでサンプリングされた収集データとして、その信号を信号処理系６に送る。

信号処理系６は、磁気ディスク２０、光ディスク１９等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等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に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク２０等に記憶する。

図２は、本発明とは異なる例におけるスピンエコー法（ＳＥ法）によるパルスシーケンスであり本発明との比較例を示す図である。

図２において、比較例におけるＳＥ法によるパルスシーケンスは、スライス傾斜磁場Ｇｓが印加された状態で、９０°ＲＦパルスを印加し、所定のスライス面内の原子核スピンを選択的に励起する。次に、位相エンコード傾斜磁場Ｇｐを印加し時間的な重み付けをする。エコー時間ＴＥの半分の時間が経過した時点で、スライス傾斜磁場Ｇｓを印加した状態で、１８０°ＲＦパルスを印加する。これにより原子核スピンの位相が反転する。

次に、上記位相反転によるエコー信号を収集するために、エコー時間ＴＥがエコー中心になるように、読み出し傾斜磁場Ｇｒを印加する。ここまでのサイクルを１サイクルとし、位相エンコード傾斜磁場Ｇｐの強度を変えながら周期ＴＲにてエコー収集を行う。

ところで、文献（MRM37:7-10(1997)、Characterization and Prediction of Gradient Acoustic Noise in MR Imagers）には、ＭＲＩ装置の騒音を予想する方法が記載されている。この文献によれば、ホワイトノイズにより傾斜磁場コイル１３を駆動し、このとき発生する騒音から図８（ｂ）に示すような装置固有のＴｒａｎｓｆｅｒＦｕｎｃｔｉｏｎ（伝達関数）を定め、これに予めわかっている図８（ａ）に示すような傾斜磁場コイル１３の印加電流のスペクトルを掛け合わせることにより、図８（ｃ）に示すように騒音レベルが予測できる。

図８においては、傾斜磁場コイル１３のある一軸の騒音レベルについて予測しているが、傾斜磁場コイル１３のＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の３軸のそれぞれについて、傾斜磁場コイル１３の印加電流スペクトルと伝達関数を掛け合わせ、これを足し合わせることにより実際のＭＲＩ装置の騒音レベルを予測することができる。上記文献の記載から傾斜磁場コイル１３の印加電流スペクトルのピークをできるだけ低くすることにより、ＭＲＩ装置の傾斜磁場コイル１３が発生する騒音レベルの低減が可能であることが分かる。

ここで、図２の例における、読み出し傾斜磁場Ｇｒの波形は、ＴＲ毎に等しい形の波形が繰り返すことになる。つまり、図４（ａ）のＰａｔｔｅｒｎ１のように、周期的に等しい形の波形が連なると、その周波数スペクトルは図４（ｂ）のＰａｔｔｅｒｎ１のように、ＴＲに対応した複数のピークが高周波まで見られる。また、このピークが装置固有の固有振動数に一致すると騒音レベルは大きなものになってしまう。

上記に対して、図３は、本発明の第１の実施形態におけるＳＥ法によるパルスシーケンスを示す図である。

図３において、本発明の第１の実施形態におけるＳＥ法によるパルスシーケンスは、読み取り傾斜磁場の波形であるＧｒ１とＧｒ２は、面積が等しく、その電流値と印加時間が異なっている。その他の部分は図２に示すパルスシーケンスと同じである。

図４（ａ）のＰａｔｔｅｒｎ２は、本発明の第１の実施形態における傾斜磁場コイル１３の電流波形パターンであり、各波形の面積は一定であるが、印加電流と印加時間とを任意に変化させている。その周波数スペクトルは、図４（ｂ）のＰａｔｔｅｒｎ２に示すように、これらのピーク高さは、図４（ｂ）のＰａｔｔｅｒｎ１で見られたピークの高さより、低くすることができる。

つまり、前述のように傾斜磁場コイル１３に印加される電流波形の周波数特性と、装置固有の伝達関数を乗じて得られる騒音レベルは、図４（ａ）のＰａｔｔｅｒｎ１に示すような電流波形を図４（ａ）のＰａｔｔｅｒｎ２に示すような電流波形にすることで小さくすることができる。特に、繰り返し時間に対応する周波数が、装置固有の固有振動数に一致しているときは、傾斜磁場コイル１３の振動は成長しづらいため、騒音低減効果が大きい。

ここで、本発明の第１の実施形態によるパルスシーケンスにおいては、この印加時間の変動はＴＥ，ＴＲに影響がない程度とすることで、上記特許文献２に記載された技術のように、撮像時間が長くなることはなく、撮像時間には影響を与えず高速撮像が可能である。なお、電流の最大値は、傾斜磁場コイル１３に流せる最大電流値まで可能である。

以上のように構成した本発明の第１の実施形態によれば、真空容器、吸音材等の複雑なハード構成を使用することなく廉価に、さらに高速撮像シーケンスにおいてもリアルタイム性を保持しながら、傾斜磁場コイル１３の振動及びこれに伴う騒音を低減することができる。

次に、本発明の第２の実施形態を図５〜図７により説明する。

図５は、本発明とは異なる例における高速スピンエコー法（ＦＳＥ法）によるパルスシーケンスであり、本発明との比較例を示す図である。

図５において、比較例のＦＳＥ法によるパルスパターンは、１回の９０°ＲＦパルス励起により複数回のエコーを取得する。このため、パルスシーケンスでは同一形状の読み出し傾斜磁場波形を周期的に印加する。

図６は、本発明の第２の実施形態におけるＦＳＥ法によるパルスシーケンスを示す図である。
図６において、本発明の第２の実施形態におけるＦＳＥ法によるパルスシーケンスは、読み取り傾斜磁場の波形であるＧｒ１、Ｇｒ２、Ｇｒ３は面積が等しく、その電流値と印加時間が異なっている。その他の部分は図５に示すパルスシーケンスと同じである。

本発明の第２の実施形態においても、傾斜磁場コイル１３に印加する電流について、電流値×時間幅を一定としたまま、電流値と時間幅とを変化させているので、騒音レベルを従来技術によるパルスシーケンスに比べ低減することができ、また、この印加時間の変動はＩｎｔｅｒＥｃｈｏＴｉｍｅ（ＩＥＴ）に影響がない程度とすることで、撮像時間には影響を与えず高速撮像が可能である。

図７は、本発明の第３の実施形態におけるＳＥ法によるパルスシーケンスを示す図である。

図７において、スライス傾斜磁場の波形であるＧｓ１、Ｇｓ２、Ｇｓ３、Ｇｓ４は印加電流値が異なっている。

本発明の第３の実施形態においても、傾斜磁場コイル１３に印加する電流について、電流値×時間幅を一定としたまま、電流値と時間幅とを変化させているので、騒音レベルを従来技術によるパルスシーケンスに比べ低減することができる。

ただし、本発明の第３の実施形態においては、照射コイル１１から照射されるＲＦ波形を調整し、バンド幅を一定に保つ必要がある。つまり、スライス傾斜磁場印加電流が小さく、傾斜磁場勾配が緩やかなとき（Ｇｓ３）は、ＲＦ波形を時間的に狭め、スライス傾斜磁場印加電流が大きく、傾斜磁場勾配が急なとき（Ｇｓ２）は、ＲＦ波形を時間的に広げることにより、バンド幅を一定に保つことができる。

また、この印加時間の変動はＴＥ、ＴＲに影響がない程度とすることにより、撮像時間には影響を与えず高速撮像が可能である。

尚、本発明は、他のシーケンスであって、周期的に繰り返されるパルスパターンが存在するシーケンスにであれば適用することができ、上記の理由により、この他のシーケンスにおいても騒音レベルを低減することができる。

また、本発明による面積が等しく、その電流値と印加時間の異なるパルスパターンをランダムに作成し、被検体の測定前に実施し、騒音の少ないパルスパターンを調べ、そのパルスパターンに基づいて、傾斜磁場コイル１３へ電流を供給することも可能である。

本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略構成図である。 比較例におけるＭＲＩ装置のＳＥ法によるパルスシーケンスを示す図である。 本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置のＳＥ法によるパルスシーケンスを示す図である。 傾斜磁場コイルの電流波形パルスパターンと電流波形周波数スペクトルについて、比較例によるものと、本発明によるものとを比較して示す図である 他の比較例によるＭＲＩ装置のＦＳＥ法によるパルスシーケンスを示す図である。 本発明の第２の実施形態によるＭＲＩ装置のＦＳＥ法によるパルスシーケンスを示す図である。 本発明の第３の実施形態によるＭＲＩ装置のＳＥ法によるパルスシーケンスを示す図である。 傾斜磁場コイル印加電流と騒音レベルとの関係を示す図である。

符号の説明

１ 中央処理装置（ＣＰＵ）
２ シーケンサ
３ 送信系
４ 静磁場発生用磁石
５ 受信系
６ 信号処理系
７ 被検体
８ 高周波発振器
９ 変調器
１０ 高周波増幅器
１１ 照射コイル
１２ 傾斜磁場電源
１３ 傾斜磁場コイル
１４ 受信コイル
１５ 増幅器
１６ 直交位相検波器
１７ Ａ／Ｄ変換器
１８ ディスプレイ
１９ 光ディスク
２０ 磁気ディスク
２１ 傾斜磁場発生系

Claims (6)

1. 静磁場発生手段と、傾斜磁場発生手段と、高周波信号を被検体へ照射する送信手段と、上記被検体からの核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、この受信手段により受信された核磁気共鳴信号に基づき被検体の断層画像を再構成する演算処理手段と、この再構成された断層画像を表示する画像表示手段と、周期的に傾斜磁場を発生するパルスシーケンスを用いて上記傾斜磁場発生手段、上記送信手段及び上記受信手段を制御する制御手段とを備える磁気共鳴イメージング装置において、
   上記制御手段は、周期的に繰り返し発生する傾斜磁場パルスの少なくとも一つを、その印加量を同一にして形状を異ならせることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、上記傾斜パルスの形状を異ならせることは、上記傾斜磁場発生手段に印加する電流パルスの電流値と印加時間とを異ならせることによって行なわれることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   上記パルスシーケンスは、スピンエコー法に従うものであり、上記電流パルスは、読み出し方向の傾斜磁場発生に用いられることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   上記パルスシーケンスは、高速スピンエコー法に従うものであり、上記電流パルスは読み出し方向の傾斜磁場発生に用いられることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   上記パルスシーケンスは、スピンエコー法に従うものであり、上記電流パルスはスライス方向の傾斜磁場発生に用いられることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 撮像空間に静磁場と傾斜磁場を発生し、被検体へ高周波信号を照射し、上記被検体からの核磁気共鳴信号を受信し、この受信された核磁気共鳴信号に基づき被検体の断層画像を再構成し、この再構成された断層画像を画像表示手段により表示し、上記傾斜磁場の発生と、被検体への高周波信号の照射と、上記被検体からの核磁気共鳴信号の受信を、周期的に電流パルスを傾斜磁場発生手段に印加するパルスシーケンスを用いて制御する磁気共鳴イメージング方法において、
   周期的に繰り返し発生する傾斜磁場パルスの少なくとも一つを、その印加量を同一にして形状を異ならせることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。

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