JP2011217778A

JP2011217778A - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP2011217778A
Application number: JP2010086635A
Authority: JP
Inventors: Isao Sakamoto; 勲坂本
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2010-04-05
Filing date: 2010-04-05
Publication date: 2011-11-04
Anticipated expiration: 2030-04-05
Also published as: JP5465583B2

Abstract

【課題】対となる2枚の傾斜磁場コイルを接続するために使用される配線に対して振動を抑え、開放型磁石を用いた磁気共鳴イメージング装置の画質を向上させる。
【解決手段】被検体が配置される空間に静磁場を発生するために、前記空間を挟んで上下に相対向して配置された静磁場発生手段と、前記静磁場発生手段の前記空間側に配置され、前記空間に傾斜磁場を発生する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、前記傾斜磁場発生手段への電流の供給のためのケーブルが、第1の部分と、前記第1の部分より剛性の高い第2の部分から成り、前記第2の部分が、前記第1の部分より前記空間に近い位置に配置されている。
【選択図】図2

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング装置に係り、特に開放型磁石を用いた磁気共鳴イメージング装置の画質向上技術に関する。

核磁気共鳴(NMR)現象を利用して人体の断層画像を得、その内部情報を得ようとするMRI撮像法は広く医療分野、研究分野で利用されている。このMRI撮像法は被検体の撮像部位の内部構造を反映する必要から撮像部位を配置する空間に均一な磁場強度を発生する磁石を必要としている。高い磁場強度を有するMRI装置に用いる磁石の多くは筒状の超電導ソレノイドコイルを用いた構造になっている。この超電導磁石を用いたMRI装置は、高い磁場強度と高い磁場均一度によって高画質・高機能を有していることから広く普及している。ところが、この構造のMRI装置は被検体にとって、狭くて長いトンネル状のガントリ内に入らなければ撮像できず、閉所恐怖症を訴える患者や小児の検査には不向きであった。

一方、オープンMRI装置と呼ばれる被検体を配置する空間を上下から挟み込む対となった磁石からなるMRI装置では、その磁石の特長を最大限に活かして、ガントリ開口部を広くし被検体に優しい検査環境を実現している。また、磁束の方向が垂直なことから特別な受信コイルを用いることにより、磁場強度に比して高いS/Nが得られることもあり、今までトンネル状のガントリでは敬遠されていた被検体に対して高画質・高機能を併せ持つオープンMRI装置が大きく期待されている。

このオープンMRI装置は分割した2つの磁石からなる構造のため、傾斜磁場発生手段としてのコイルや高周波磁場を発生するRFコイルも分割した対の構造となる。これらの分割されたコイルのそれぞれの接続手段としては公知技術として特許文献1記載の従来技術がある。より具体的に、上側の傾斜磁場コイルへの電流の供給は、単に下側からの柔らかいケーブルの配線を繋ぐことにより行なうだけであった。

特開2004-344182号公報

しかしながら、上記従来技術は、次のような課題があった。すなわち、上述の被検体を配置する空間を広く開放的にし、且つ、その磁場強度を強くした開放型構造の磁石は、上述の高画質・高機能を実施するために、高速でスイッチングし、かつ高い傾斜磁場を発生するユニットを組み込む必要がある。またこの傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルも開放型となるために、従来の円筒状ではなく、平板上で構成されている。

これらの強度の向上や高速化と開放構造のために平板に分割された2枚の傾斜磁場発生コイルを電気的に接続する必要があるが、この接続には配線作業性の点から上述の特許文献1記載のようにケーブルが用いられていた。

これらのケーブルは磁場を発生する撮影空間近傍で高電圧、高電流が流れるため電磁力が働き振動する。そのためこのケーブルを強固に固定するためのガイドとなる板金及び止め具を用いていた。

しかし、より高画質・高機能のためにより磁場強度の強い磁石を用い、高電圧、高電流を発生できる傾斜磁場発生用ユニットを使用した場合にその高電圧、高電流を傾斜磁場コイルに伝えるケーブルを固定する板金、固定具の強度、固定する面積を増加させてもケーブルが微振動し、この振動が原因となる画像ノイズが、ＭＲ撮像において取得されるエコ−信号に重畳され、再構成されたMRI撮像画像にアーチファクトが現れる現象が発生した。

本発明は上記問題点に対して行われたもので、本発明の目的は対となる2枚の傾斜磁場コイルを接続するために使用される配線に対して振動を抑え、開放型磁石を用いた磁気共鳴イメージング装置の画質を向上させることである。

上記の課題を解決するために、本発明によれば、被検体が配置される空間に静磁場を発生するために、前記空間を挟んで上下に相対向して配置された静磁場発生手段と、前記静磁場発生手段の前記空間側に配置され、前記空間に傾斜磁場を発生する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、前記傾斜磁場発生手段への電流の供給のためのケーブルが、第1の部分と、前記第1の部分より剛性の高い第2の部分から成り、前記第2の部分が、前記第1の部分より前記空間に近い位置に配置されている。

また、前記第2の部分は、前記相対向して配置された静磁場発生手段を接続する部分に配置されている。
また、前記第2の部分は、前記相対向して配置された静磁場発生手段を機械的に接続する部分に近接して配置されている。
また、前記第2の部分は、複数本あり、樹脂で覆われてものがある。
また、前記樹脂で覆われた第2の部分は、金属剛体を介して前記静磁場発生手段に据え付けられる。
また、前記金属剛体と前記静磁場発生手段の間に、間隔が空けられている。

本発明によれば、対となる2枚の傾斜磁場コイルを接続するために使用される配線に対して振動を抑え、開放型磁石を用いた磁気共鳴イメージング装置の画質を向上させることができる。

本発明を適用したMRI装置の全体構成図。 2つの傾斜磁場コイルを、金属棒で接続した図。静磁場発生磁石である102のより詳細な断面構造を示す図。図2におけるA−A‘断面の拡大図。図2におけるBの枠で示した部分の拡大図。図2におけるC−C‘断面の構造を示す図。金属棒の配置の種々の変更例を示す図。

以下、本発明の実施の形態について、詳細に説明する。
図1は本発明を適用したMRI装置の全体構成図である。このMRI装置は被検体101が置かれる空間を挟むように配置された静磁場発生磁石102と、この静磁場発生磁石102の内側にそれぞれ配置された傾斜磁場コイル103と、さらにその内側に配置された高周波コイル104と被検体101から発生するNMR信号を検出する検出コイル105とを備えている。この傾斜磁場コイル103と高周波コイル104は開放型の形状を阻害しないように上下一対の板状構造をしている。さらに、各コイルの動作タイミングを制御するシーケンサ106と装置の制御とNMR信号を処理して画像化を行うコンピュータ107と被検体101を静磁場発生磁石102の中心空間に配置する搬送テーブル108を備えている。

上述の静磁場発生磁石102、傾斜磁場コイル103、高周波コイル104、検出コイル105と搬送テーブル108は電磁波遮蔽されたシールドルーム109に設置されている。電磁波遮蔽は検出コイル105に外来の電磁波が誘起するのを防ぐ目的で検査に用いる原子核(通常、水素原子核が用いられている)の共鳴周波数(静磁場発生磁石102の磁場強度に対応する)の帯域で約70デシベルの減衰率を有している。各種コイルや静磁場発生磁石102、搬送テーブル108とシールドルーム109外の電源や制御機器との接続はシールドルーム109に外来ノイズを引き込まないようにシールドルームに接地されたフィルタ回路110を介したり、外部がシールド層で覆われている同軸ケーブルで接続される(図では同軸ケーブルの区別は記載していない)。

傾斜磁場コイル103は、互いに直行するx,y,zの3軸方向に磁束密度を変化させるように巻かれた3組のコイルからなり、それぞれ傾斜磁場電源111に接続され、傾斜磁場発生手段を構成する。後述のシーケンサ106からの制御信号に従って傾斜磁場電源111を駆動して傾斜磁場コイル103に流れる電流値を変化されることにより3軸からなる傾斜磁場Gx,Gy,Gzを被検体101の配置空間の静磁場に重畳するようになっている。この傾斜磁場は、被検体101の撮影部位から得られるNMR信号の空間的な分布を識別するのに用いられる。

高周波コイル104は、高周波電流を流すための高周波電力アンプ112に接続され、被検体101の撮影部位の水素核を共鳴励起するための高周波磁場を発生する。高周波電力アンプ112もシーケンサ106の制御信号で制御されている。

検出コイル105は受信機113に接続されており、NMR信号を検出する手段を構成する。受信機113は検出コイル105で検出したNMR信号を増幅、検波するとともに、コンピュータ107による処理が可能なディジタル信号に変換する。受信機113もシーケンサ106でその動作タイミングが制御されている。

コンピュータ107はディジタル量に変換されたNMR信号を用いて画像再構成、スペクトル計算などの演算を行うとともに、シーケンサ106を介してMRI装置の各ユニットの動作を定められたタイミングで制御する。コンピュータ107と処理後のデータを表示するディスプレイ装置114と操作入力する操作卓115とで演算処理系が構成される。

図1のようなオープン構造のMRI装置の場合、上下に2つに分割された傾斜磁場コイル103と傾斜磁場電源111の接続はx, y, zの各軸ごとに接続して駆動されるが、この2つの傾斜磁場コイル103の接続のために、図2に示すように通常のケーブルより剛性の高い金属棒116を用いることで、ケーブルを用いて接続する特許文献1の場合よりも安価に且つ振動が発生しないような接続を行うことができる。なお、図2の給電点は金属棒116下部であるが、配線経路により金属棒上であればどこでも良い。また、図2において金属棒が2本記載されているのは、電流の向きの＋方向と−方向に対応していて、実際には、X軸方向傾斜磁場コイル用、Y軸方向傾斜磁場コイル用、Ｚ軸方向傾斜磁場コイル用の3種類が計6本存在していて、残りの4本は省略して記載されている。

また、図2において静磁場発生磁石である102は、より詳細には図3のような断面構造になっている。図3において、102aは静磁場発生磁石を構成する超電導コイルであり、102bは上下に被検体が置かれる空間を挟むように配置された静磁場発生磁石を機械的あるいは電気的に連結する連結管である。図2は、図3を水平方向右側あるいは左側から見た図であり、連結管102bに沿って、金属棒116が配置されている。これにより、開放性を損なわないで配線をすることが可能となる。ただし、連結管に沿って配置される金属棒116の水平方向の配置位置に関しては、金属棒116が太い場合は均等な間隔に配置されるが、細い場合には、端に寄せて、他の部材(例えば水冷方式で傾斜磁場コイルを冷却する場合の冷却管等)を空いた位置に配置されるようにすれば良い。また、6本ある金属棒116は、X軸方向、Y軸方向、Ｚ軸方向それぞれのものについて、金属棒116により誘導される磁場をキャンセルする観点から、＋方向のものと−方向のものが隣り合うようにすれば良い。

すなわち、上記本実施例によれば、被検体が配置される空間に静磁場を発生するために、前記空間を挟んで上下に相対向して配置された静磁場発生手段と、前記静磁場発生手段の前記空間側に配置され、前記空間に傾斜磁場を発生する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、前記傾斜磁場発生手段への電流の供給のためのケーブルが、第1の部分と、前記第1の部分より剛性の高い第2の部分(金属棒116)から成り、前記第2の部分が、前記第1の部分より前記空間に近い位置に配置されている。このように、前記空間に近い位置を剛性の高い金属棒で構成する理由は次の理由による。すなわち、前記空間に近い位置は、静磁場発生磁石の構造上静磁場強度が高いため、傾斜磁場コイルへ供給される電流によって働くローレンツ力に伴う振動を起こす力が大きいと考えられるため、それを防ぐための剛性も高くする必要があるからである。そして、前記第2の部分は、前記相対向して配置された静磁場発生手段を接続する部分に配置されている。また、前記第2の部分は、前記相対向して配置された静磁場発生手段を機械的に接続する部分(連結管102ｂ)に近接して配置されている。このことにより、金属棒を設けることによる磁石の開放性の低減を最小限とすることができる。

一方、図2においてA−A‘断面の拡大図は、図4のようになっている。図4において、116aは、金属棒を構成する金属剛体(金属棒)であり、117a及び117bは、金属棒116aを覆うように構成した樹脂である。各金属剛体116aは、X軸用、Y軸用、Ｚ軸用それぞれについて、＋方向のものと−方向のものがあり、計6本が配置されているが、それらが互いに微振動でこすれて静電気が発生することを防止するため、外側を樹脂117a及び117bで覆う構造となっている。具体的には、樹脂117aは一方に窪みの面を持ち、そこに金属剛体116aが挟み込まれ、更に樹脂117bは蓋として覆いかぶさってねじでとめられている。このことにより、絶縁も確保し、サービス作業の安全も確保している。

また、図5は、図2におけるBの枠で示した部分の拡大図である。図5のように金属剛体116aは端部において樹脂117a、117bから飛び出ている。そこに穴が空いていてケーブルが結わえ付けられる構造となっている。

また、図6は、図2におけるC−C‘断面の構造であり、金属棒を構成する金属剛体116a、樹脂117a及び117bを、磁石本体に据え付ける構造を示したものである。図6に示すように、図4で断面を示した樹脂をボルト119aにより金属剛体118へ据え付け、金属剛体118をボルト119bにより磁石本体へ据え付ければ、金属棒をより安定して固定することができる。ただし、金属剛体118と磁石本体の間は、接触をしない程度に間隔が空けられていて、その理由は、金属剛体が磁石本体が接触すると傾斜磁場コイルに電流を流す度にガタガタして不要なショットノイズが発生するからである。ただし、金属剛体118で金属剛体116a、樹脂117a及び117bと磁石本体を挟まず、樹脂で構成しても良く、その場合には間に挟まれた樹脂と、磁石本体とを接触させても良い。

また、金属剛体118を磁石本体に取り付けるために、磁石本体に突起部102cが溶接により設けられていて、そこに雌ネジが切られているが、磁石本体側に突起部102cを設ける理由は、磁石が超電導磁石の場合に、磁石本体を構成する真空容器の厚さを薄くできるからである。もし磁石本体が永久磁石等で構成される場合には、金属剛体118側の突起部を設けても良いことは言うまでもない。上記本実施例によれば、前記第2の部分は、複数本あり、樹脂で覆われてものがある。

本発明は要旨を逸脱しない範囲で種々に変更可能である。例えば、本発明は静磁場発生磁石に永久磁石に用いられることは言うまでもない。また、図2において金属棒116は、静磁場発生磁石の上面から下面まで配置されているが、図7(a)から図7(c)のようであっても良い。すなわち、図7(a)のように、磁石の上下方向中心部のみの場合は、必要な部分だけ金属棒を設ければ良いという利点がある。図7(b)のように、磁石の上下方向端部のみの場合は、磁石の上下方向端部の磁束密度が高い磁石に有効な方法であるという利点がある。図7(c)のように、分割されている場合は、上下方向に大きな磁石の場合は4つを使い、上下方向に小さい磁石の場合は3つを使うというように、汎用的に用いることができる方法であるという利点があり、また突起物が上下方向途中にある場合にそれを避ける意味で有用な方法であるという利点がある。

本発明は、開放型磁石を用いたMRI装置に利用することができる。

102 静磁場発生磁石、103 傾斜磁場コイル、104 高周波コイル、102b 連結管、116 金属棒

Claims

被検体が配置される空間に静磁場を発生するために、前記空間を挟んで上下に相対向して配置された静磁場発生手段と、前記静磁場発生手段の前記空間側に配置され、前記空間に傾斜磁場を発生する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、前記傾斜磁場発生手段への電流の供給のためのケーブルが、第１の部分と、前記第１の部分より剛性の高い第２の部分から成り、前記第２の部分が、前記第１の部分より前記空間に近い位置に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。
前記第２の部分は、前記相対向して配置された静磁場発生手段を接続する部分に配置されていることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記第２の部分は、前記相対向して配置された静磁場発生手段を機械的に接続する部分に近接して配置されていることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記第２の部分は、複数本あり、樹脂で覆われてものがあることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記樹脂で覆われた第２の部分は、金属剛体を介して前記静磁場発生手段に据え付けられることを特徴とする請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記金属剛体と前記静磁場発生手段の間に、間隔が空けられていることを特徴とする請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。