JP2007037835A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】被検体の開放感、術者のアクセス性を確保しながら、装置構造の簡素化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】継鉄柱4に支持された2つの継鉄板のうちMRI装置設置面に近い継鉄板3aは設置面に平行であり、MRI装置設置面に遠い側の継鉄板3bは、継鉄3aに対してX軸方向に傾斜している。X’軸方向の撮像空間5中の静磁場強度は時間的な変化の無いある特定の不均一な静磁場として直線的に変化する。X’軸と直交する任意の2次元断面上では均一な静磁場を撮像空間に形成する。これは、X’軸方向の傾斜磁場コイルを用いることなく、傾斜磁場を発生させることができることを意味し、被検体の圧迫感がより少なく、更に撮像中の外科手術が行い易いばかりでなく、X’軸方向の傾斜磁場コイルを省略することができ、MRI装置構造の簡素化が可能である。
【選択図】 図2
【解決手段】継鉄柱4に支持された2つの継鉄板のうちMRI装置設置面に近い継鉄板3aは設置面に平行であり、MRI装置設置面に遠い側の継鉄板3bは、継鉄3aに対してX軸方向に傾斜している。X’軸方向の撮像空間5中の静磁場強度は時間的な変化の無いある特定の不均一な静磁場として直線的に変化する。X’軸と直交する任意の2次元断面上では均一な静磁場を撮像空間に形成する。これは、X’軸方向の傾斜磁場コイルを用いることなく、傾斜磁場を発生させることができることを意味し、被検体の圧迫感がより少なく、更に撮像中の外科手術が行い易いばかりでなく、X’軸方向の傾斜磁場コイルを省略することができ、MRI装置構造の簡素化が可能である。
【選択図】 図2
Description
本発明は、磁気共鳴現象を利用して被検体の所望箇所を画像化する磁気共鳴イメージング装置に関し、特に開放感を向上させた磁石構成に関する。
磁気共鳴イメージング装置(MRI装置)は、磁界中に置かれた被検体中の核スピンの磁気共鳴現象(NMR現象)から得られるNMR信号を計測し、コンピュータで演算処理することで、被検体中の核スピンの密度分布、緩和時間分布等を断層像として画像表示するものであり、人体を被検体として各種の診断等に使用されている。
被検体からNMR現象によりNMR信号をえるためには、一般に、空間的、時間的に一様な強度と方向を持った静磁場を撮像空間に形成する為の静磁界発生装置と、静磁界発生装置の静磁場中に置かれた被検体中の核スピンのNMR現象を引き起こす為に、被検体にパルス状で且つ撮像断面の磁場強度に対応した周波数の電磁波(励起パルス)を照射する為の照射コイルと、NMR現象によって被検体から放出されるNMR信号を受信する為の受信コイルとが必要である。
さらに、得られるNMR信号に3次元位置情報を与えるためには、上記静磁場に3軸方向に傾斜磁場を重層させる必要があり、この傾斜磁場を形成する為の傾斜磁場コイルが必要である。
ところで、近年、閉所恐怖性の患者でも安心してMRI検査を受ける事が出来、又、患者をMRI撮像用の寝台に乗せてMRI画像を撮像しながら患者の外科手術を行う事が出来るように、外部から撮像空間へのアクセスを容易にした、開放的な静磁界発生装置が要求されている。
ここで、具体例として一般的な2極対向型永久磁石方式の磁気共鳴イメージング装置について図6及び図7を参照して説明する。
図6において、2極対向型永久磁石方式磁気共鳴イメージング装置は、上下対向配置された永久磁石1及び磁極2と、これらを機械的に支持し磁路を形成する為の継鉄板3及び継鉄柱4とを備えている。
上下磁極間の撮像空間5に一様な強度と方向を持った均一な(図7に示すように、磁束線6がY軸に平行で且つ隣合う磁束線6がX方向に等間隔であるような)静磁場を形成する為には、少なくとも上下磁極が、図6に示す様に平行に配置してある必要が有る。
このため、外部から撮像空間へのアクセスは横方向からに限られており、患者から見た開放空間も横方向に限られていた。
そこで、患者(被検体)にとっては開放感があり、術者にとっては、患者へのアクセスが良好な開放型MRI装置が特許文献1に記載されている。
この特許文献1に記載の技術においては、静磁場空間を形成する第1及び第2の磁場発生磁石を、第1の静磁場発生磁石面が、第2の静磁場発生磁石面に対して傾斜するように構成し、上記開放感、良好なアクセス性を満足させている。
ここで、MRI装置において、被検体の開放感、術者のアクセス性を確保しながら、かつ、装置構造の簡素化が望まれている。
しかしながら、上記特許文献1に記載の技術では、被検体の開放感、術者のアクセス性の確保は可能であるものの、装置構造の簡素化は困難であった。
本発明の目的は、被検体の開放感、術者のアクセス性を確保しながら、装置構造の簡素化が可能なMRI装置を実現することである。
本発明の磁気共鳴イメージング装置によれば、静磁場発生手段は、特定方向に時間的変化の無い不均一な静磁場を3次元撮像空間中に形成する。これにより、傾斜磁場発生手段は、特定方向の傾斜磁場の発生を省略することができる。
特定方向に時間的変化の無い不均一な静磁場を3次元撮像空間中に形成するには、被検体がその間に配置される2分割された静磁場発生手段を特定方向に不平向、つまり、2分割された静磁場発生手段の互いの間隔が、広がるように構成する。この構成により、被検体の開放感も確保することができる。
MRI装置において、被検体の開放感、術者のアクセス性を確保しながら、装置構造の簡素化が可能となる。
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。
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)22と、シーケンサ23と、静磁場発生用磁石25と、傾斜磁場発生系21と、送信系24と、受信系26と、信号処理系27とを備える。
CPU22は予め定められたプログラムに従って、シーケンサ23、送信系24、受信系26、信号処理系27を制御する。シーケンサ23はCPU22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24、受信系26に送信する。
静磁場発生磁石25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23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24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24はシーケンサ23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26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24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23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27に送る。
信号処理系27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26からのデータがCPU22に入力されると、CPU22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。
上述したMRI装置において、本発明は、被検体の開放感、術者のアクセス性を確保しながら、装置構造の簡素化を図ったものである。
本発明を、2極対向型永久磁石方式MRI装置に適用した一実施形態について図2、図3を用いて説明する。
図2において、継鉄柱4に支持された2つの継鉄板のうち、MRI装置設置面に近い継鉄板3、つまり、被検体が配置される側の継鉄板3aは、設置面に平行となるように構成される。そして、継鉄3a上の永久磁石1a、磁極2aも、MRI装置設置面に平行となるように構成される。
MRI装置設置面に遠い側の継鉄板3bは、継鉄3aに対して、X軸方向に傾斜して、継鉄柱4に支持され、永久磁石1b、磁極2bも、X軸方向に傾斜するように構成される。
そして、X軸方向に傾斜したX’軸方向の撮像空間5中の静磁場強度は、図3に示すように、時間的な変化の無い不均一な静磁場として、直線的に変化する静磁場としている(磁束線6の間隔が規則的に変化している)。
これに対して、X’軸と直交する任意の2次元断面上(Y’−Z’断面上)では、均一な静磁場を撮像空間に形成している。
これは、傾斜磁場コイルが作用しない通常の静磁場に対して、X’軸方向の傾斜磁場X’−GC(X’軸方向に傾斜磁場を発生させるための傾斜磁場コイル(GC))を重層した状態に相当する。
これは、X’軸方向の傾斜磁場コイルを用いることなく、傾斜磁場を発生させることができることを意味する。さらに、図2に示すような構成においては、磁場強度が弱くても良いX’軸方向の+側のギャップ長を相対的に広くする事が可能となることを意味する。
従って、被検体の圧迫感がより少なく、更に撮像中の外科手術も、より行い易いばかりでなく、X’軸方向の傾斜磁場コイルを省略することができ、MRI装置構造の簡素化が可能である。
次に、本発明の一実施形態におけるMRI装置の撮像シーケンスの、一例として、GE(gradient echo)法のパルスシーケンスを挙げ、従来技術のGE法パルスシーケンスとの違いについて説明する。
図4は本発明の一実施形態におけるGE法パルスシーケンスを示し、図5は従来技術におけるGE法パルスシーケンスを示す。図4、図5に示したパルスシーケンス共、便宜上、X軸(又はX’軸)に垂直な断面で撮像する場合を想定している。
図5に示す従来技術におけるパルスシーケンスでは、図7に示したように、MRI装置が形成する静磁場は、X軸方向に磁場強度が均一で有る。このため、X軸に垂直な、ある特定断面での画像を得る為にはX軸方向に傾斜磁場(X−GC)を重層するためのX軸傾斜磁場コイルが必要であり、同時に得たい断面の磁場強度に対応した周波数の電磁波(励起パルス)を印加する必要があった。
これに対して、図4に示す本発明の一実施形態の場合、X’軸方向に予め傾斜磁場が重層されている状態に等しい為、例えば、図3に示すXa断面での画像を取得したい場合、その断面での磁場強度Baに対応した周波数faの励起パルスを照射する事で断面選択が可能である。
そして、断面選択後は、従来技術と同様に、Y’軸方向傾斜磁場(Y’−GC)及びZ’軸方向傾斜磁場(Z’−GC)を所望のタイミングで印加し、受信したNMR信号を位相及び周波数方向にコンピュータ22で分解処理する事で、従来技術と同様のGE画像を取得する事が可能である。
なお、上述した例は、永久磁石3bをX軸に対して傾斜させ、X’軸方向の傾斜磁場コイルを不要とした例であるが、永久磁石3bをY軸に対して傾斜させ、Y’軸方向の傾斜磁場コイルを不要とすることもできる。
さらに、永久磁石3bをX軸に対して傾斜させるとともに、Y軸に対しても傾斜させ、X’軸方向の傾斜磁場コイルのみならず、Y’軸方向の傾斜磁場コイルも不要とすることも可能である。
1 永久磁石
2 磁極
3 継鉄板
4 継鉄柱
5 撮像空間
6 磁束線
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
22 中央処理装置(CPU)
23 シーケンサ
24 送信系
25 静磁場発生用磁石
26 受信系
27 信号処理系
2 磁極
3 継鉄板
4 継鉄柱
5 撮像空間
6 磁束線
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
22 中央処理装置(CPU)
23 シーケンサ
24 送信系
25 静磁場発生用磁石
26 受信系
27 信号処理系
Claims (4)
- 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、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、
上記静磁場発生手段は、特定方向に時間的変化の無い不均一な静磁場を3次元撮像空間中に形成し、上記傾斜磁場発生手段は、上記3次元撮像空間内に2方向にのみの傾斜磁場を発生す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記載の磁気共鳴イメージング装置において、上記3次元撮像空間の上記特定方向に直線的に静磁場強度が変化し、上記特定方向と直交する2次元断面上では、均一な静磁場を形成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
- 請求項2記載の磁気共鳴イメージング装置において、上記静磁場発生手段は、垂直方向に2分割された第1及び第2の2つの静磁場発生手段を備え、第1の磁場発生手段が、第2の磁場発生手段に対して、上記特定方向に傾斜して配置され、上記3次元撮像空間の上記特定方向に直線的に変化する静磁場強度が形成されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
- 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、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、
上記静磁場発生手段は、特定の2方向に時間的変化の無い不均一な静磁場を3次元撮像空間中に形成し、上記傾斜磁場発生手段は、上記3次元撮像空間の1次元方向にのみ傾斜磁場を発生することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2005226869A JP2007037835A (ja) | 2005-08-04 | 2005-08-04 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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JP2005226869A JP2007037835A (ja) | 2005-08-04 | 2005-08-04 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
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JP2007037835A true JP2007037835A (ja) | 2007-02-15 |
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ID=37796343
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
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JP2005226869A Pending JP2007037835A (ja) | 2005-08-04 | 2005-08-04 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
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JP (1) | JP2007037835A (ja) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2011525389A (ja) * | 2008-06-24 | 2011-09-22 | アルバータ ヘルス サービシズ | 磁石組立体およびイメージング・ボリューム用の磁場を決定する方法 |
CN110676009A (zh) * | 2019-10-18 | 2020-01-10 | 江苏力磁医疗设备有限公司 | 专科磁共振用倾斜开口磁体 |
-
2005
- 2005-08-04 JP JP2005226869A patent/JP2007037835A/ja active Pending
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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JP2011525389A (ja) * | 2008-06-24 | 2011-09-22 | アルバータ ヘルス サービシズ | 磁石組立体およびイメージング・ボリューム用の磁場を決定する方法 |
US9255978B2 (en) | 2008-06-24 | 2016-02-09 | Alberta Health Services | Magnetic assembly and method for defining a magnetic field for an imaging volume |
CN110676009A (zh) * | 2019-10-18 | 2020-01-10 | 江苏力磁医疗设备有限公司 | 专科磁共振用倾斜开口磁体 |
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