JP3372983B2 - 磁気共鳴映像装置 - Google Patents
磁気共鳴映像装置Info
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- JP3372983B2 JP3372983B2 JP05183293A JP5183293A JP3372983B2 JP 3372983 B2 JP3372983 B2 JP 3372983B2 JP 05183293 A JP05183293 A JP 05183293A JP 5183293 A JP5183293 A JP 5183293A JP 3372983 B2 JP3372983 B2 JP 3372983B2
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- gradient magnetic
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、磁気共鳴現象を利用
して生体内各組織の特定原子核密度分布を被検体外部よ
り無侵襲に測定し、医学的診断のための情報を得る磁気
共鳴映像装置に関する。
して生体内各組織の特定原子核密度分布を被検体外部よ
り無侵襲に測定し、医学的診断のための情報を得る磁気
共鳴映像装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）は、既に良く
知られている様に固有のスピンとこれに付随する核磁気
能率の集団が強度Ｈ0 の一様な静磁場中に置かれた時
に、静磁場の方向と垂直な面内でω0 ＝γＨ0 （γは磁
気回転比と呼ばれ、原子核の種類に固有の定数である）
で決まる角速度で回転する高周波磁場のエネルギーを共
鳴的に吸収することを利用して、分子の化学的及び物理
的な微視的情報を得ることを可能とする手法である。こ
の磁気共鳴映像法を用いて、被検体内の特定原子核（例
えば水及び脂肪中の水素原子核）の空間分布を映像化す
る方法としては、ローターバー(Lauterbur) による投影
再構成法、クマー(Kumar) 、ウエルチ(Welti) 、エルン
スト(Ernst) 等によるフーリエ法、およびこれの変形法
であるハチソン(Hutchison) 等によるピンワープ法等が
考案されている。さらに、この様な磁気共鳴映像法にお
いて、高速に画像を再構成する方法として、高速フーリ
エ法やマンスフィールド(Mansfield) によるエコープラ
ナー法が考案されている。
知られている様に固有のスピンとこれに付随する核磁気
能率の集団が強度Ｈ0 の一様な静磁場中に置かれた時
に、静磁場の方向と垂直な面内でω0 ＝γＨ0 （γは磁
気回転比と呼ばれ、原子核の種類に固有の定数である）
で決まる角速度で回転する高周波磁場のエネルギーを共
鳴的に吸収することを利用して、分子の化学的及び物理
的な微視的情報を得ることを可能とする手法である。こ
の磁気共鳴映像法を用いて、被検体内の特定原子核（例
えば水及び脂肪中の水素原子核）の空間分布を映像化す
る方法としては、ローターバー(Lauterbur) による投影
再構成法、クマー(Kumar) 、ウエルチ(Welti) 、エルン
スト(Ernst) 等によるフーリエ法、およびこれの変形法
であるハチソン(Hutchison) 等によるピンワープ法等が
考案されている。さらに、この様な磁気共鳴映像法にお
いて、高速に画像を再構成する方法として、高速フーリ
エ法やマンスフィールド(Mansfield) によるエコープラ
ナー法が考案されている。
【０００３】このような超高速イメージングにおいて
は、従来よりも強力な読み出し勾配磁場を高速に多数回
反転印加して用いる。一般に、勾配磁場が時間的に変動
するとその変化率ｄＢ／ｄｔにより生体内に渦電流が誘
起されるが、超高速ＭＲＩのような強力かつ高速スイッ
チングを行なう勾配磁場を用いる場合、誘起された渦電
流密度が神経の最小刺激レベルを越し、刺激として感じ
られる場合が生じる。今、誘起される渦電流の半径をｒ
（ｍ）、生体の誘電率をσ（ｓ／ｍ）とすると、誘起さ
れる渦電流密度Ｊは、次の（１）式となる。
は、従来よりも強力な読み出し勾配磁場を高速に多数回
反転印加して用いる。一般に、勾配磁場が時間的に変動
するとその変化率ｄＢ／ｄｔにより生体内に渦電流が誘
起されるが、超高速ＭＲＩのような強力かつ高速スイッ
チングを行なう勾配磁場を用いる場合、誘起された渦電
流密度が神経の最小刺激レベルを越し、刺激として感じ
られる場合が生じる。今、誘起される渦電流の半径をｒ
（ｍ）、生体の誘電率をσ（ｓ／ｍ）とすると、誘起さ
れる渦電流密度Ｊは、次の（１）式となる。
【０００４】
Ｊ＝σ・ｒ／２・ｄＢ／ｄｔ …（１）
これは、次の文献１）に示されている。
１） T.F.Budinger, et. al "Health Effects of in V
ivo Nuclear MagneticResonance", In Biomedical Magn
etic Resonance, T.L.James, et. al., (ed)p.421-437.
1984. また、文献２），３）によれば、神経刺激はＪ＝１〜４
（Ａ／ｍ2 ）で起こることが報告されており、Ｊがこの
値に達するｄＢ／ｄｔが印加された場合、神経刺激を生
じることになる。
ivo Nuclear MagneticResonance", In Biomedical Magn
etic Resonance, T.L.James, et. al., (ed)p.421-437.
1984. また、文献２），３）によれば、神経刺激はＪ＝１〜４
（Ａ／ｍ2 ）で起こることが報告されており、Ｊがこの
値に達するｄＢ／ｄｔが印加された場合、神経刺激を生
じることになる。
【０００５】２） D.McRobbie, et. al., Clin, Phys.
Physiol. Meas. 5, p.67, 1984. 3) H.Yamagata, et. al., "Evaluation of dB/dT Thres
holds for Nerve Stimulation Elictied by Trapezoida
l and Sinusoidal Gradient Fields in Echo-Planar Im
aging, "Proceedings, 10th Annual Meeting of Magnet
ic Resonance in Medicine, Works in Progress, San F
rancisco, 1991," p.1277 図４は超高速ＭＲＩで用いられる勾配磁場波形の例（台
形波、正弦波）とそれに対応するｄＢ／ｄｔの波形であ
る。
Physiol. Meas. 5, p.67, 1984. 3) H.Yamagata, et. al., "Evaluation of dB/dT Thres
holds for Nerve Stimulation Elictied by Trapezoida
l and Sinusoidal Gradient Fields in Echo-Planar Im
aging, "Proceedings, 10th Annual Meeting of Magnet
ic Resonance in Medicine, Works in Progress, San F
rancisco, 1991," p.1277 図４は超高速ＭＲＩで用いられる勾配磁場波形の例（台
形波、正弦波）とそれに対応するｄＢ／ｄｔの波形であ
る。
【０００６】次に、実際にＭＲＩで発生するｄＢ／ｄｔ
について説明する。通常、イメージングに用いられる勾
配磁場Ｇｘは、図３に示すようにｚ成分ｘＧｘに相当す
る。一方、Maxwell の電磁場理論から、Ｇｘに対し、直
交するクロス磁場ｚＧｘ（ｘ線分）が存在することがわ
かっている。図３はこれらの関係を示した図である。こ
の図より、人体のサイズからみてｘ方向よりもｚ方向の
ほうが距離があるため、ｚ成分の磁場強度ｘＧｘよりも
クロス磁場による磁場強度ｚＧｘのほうが大きく、それ
だけ刺激の起こる可能性が高くなることがわかる。すな
わち、図３に示す頭部や、図示されてはいないが、同じ
くＺ方向の勾配磁場方向から頭部と反対方向に離れて位
置する腰部などに刺激が起きやすいことが分かる。この
とき、クロス磁場が貫く断面積が大きいほど、渦電流の
半径ｒは大きくなるため（渦電流は断面の周辺で最大と
なる）、（１）式から分かる様に、同じｄＢ／ｄｔであ
っても、渦電流半径ｒの大きな、例えば腰部の方が頭部
より渦電流密度Ｊが大きくなり、刺激が起きやすくなる
ことがわかる。
について説明する。通常、イメージングに用いられる勾
配磁場Ｇｘは、図３に示すようにｚ成分ｘＧｘに相当す
る。一方、Maxwell の電磁場理論から、Ｇｘに対し、直
交するクロス磁場ｚＧｘ（ｘ線分）が存在することがわ
かっている。図３はこれらの関係を示した図である。こ
の図より、人体のサイズからみてｘ方向よりもｚ方向の
ほうが距離があるため、ｚ成分の磁場強度ｘＧｘよりも
クロス磁場による磁場強度ｚＧｘのほうが大きく、それ
だけ刺激の起こる可能性が高くなることがわかる。すな
わち、図３に示す頭部や、図示されてはいないが、同じ
くＺ方向の勾配磁場方向から頭部と反対方向に離れて位
置する腰部などに刺激が起きやすいことが分かる。この
とき、クロス磁場が貫く断面積が大きいほど、渦電流の
半径ｒは大きくなるため（渦電流は断面の周辺で最大と
なる）、（１）式から分かる様に、同じｄＢ／ｄｔであ
っても、渦電流半径ｒの大きな、例えば腰部の方が頭部
より渦電流密度Ｊが大きくなり、刺激が起きやすくなる
ことがわかる。
【０００７】
実施例としては文献４）に示されているよ
うにＧｘとして正弦波を用いた場合、ｄＢ／ｄｔが６１
Ｔ／Ｓのときに眉間に刺激が感じられたという報告があ
る。４） Ｍ．Ｓ．Ｃｏｈｅｎ， ｅｔ． ａｌ．，
”Ｓｅｎｓｏｒｙ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｂｙ
Ｔｉｍｅ−Ｖａｒｙｉｎｇ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｆｉｅ
ｌｄｓ”， Ｍａｇｎ． Ｒｅｓｏｎ． Ｍｅｄ．，
Ｖｏｌ１４， Ｎｏ．３， ｐ．４０９−４１４，１９
９０．
うにＧｘとして正弦波を用いた場合、ｄＢ／ｄｔが６１
Ｔ／Ｓのときに眉間に刺激が感じられたという報告があ
る。４） Ｍ．Ｓ．Ｃｏｈｅｎ， ｅｔ． ａｌ．，
”Ｓｅｎｓｏｒｙ Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｂｙ
Ｔｉｍｅ−Ｖａｒｙｉｎｇ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｆｉｅ
ｌｄｓ”， Ｍａｇｎ． Ｒｅｓｏｎ． Ｍｅｄ．，
Ｖｏｌ１４， Ｎｏ．３， ｐ．４０９−４１４，１９
９０．
【０００８】
【０００９】
【００１０】
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】このように、従来にお
ける磁気共鳴映像装置においては、強力かつ高速な勾配
磁場を用いるため、生体内に誘起された渦電流により神
経刺激を生じるという欠点があった。
ける磁気共鳴映像装置においては、強力かつ高速な勾配
磁場を用いるため、生体内に誘起された渦電流により神
経刺激を生じるという欠点があった。
【００１２】
【００１３】この発明はこのような従来の課題を解決す
るためになされたもので、その第１の目的は、撮像領域
外の生体内に誘起される渦電流を低減することのできる
磁気共鳴映像装置を提供することである。
るためになされたもので、その第１の目的は、撮像領域
外の生体内に誘起される渦電流を低減することのできる
磁気共鳴映像装置を提供することである。
【００１４】
【００１５】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明は、被検体に一様に静磁場を印加すると共
に、高周波磁場及び勾配磁場を所定のパルスシーケンス
に従って印加し、被検体内からの磁気共鳴信号を検出し
て映像化する磁気共鳴映像装置において、前記被検体の
撮像領域外の部位で、かつ勾配磁場又は該勾配磁場と同
時に発生するクロス磁場が最大となる点近傍にある被検
体の部位に対して、前記静磁場を遮断することなく、前
記勾配磁場又は前記クロス磁場を抑制する導電性シール
ド部材を具備したことを特徴とする。
め、本発明は、被検体に一様に静磁場を印加すると共
に、高周波磁場及び勾配磁場を所定のパルスシーケンス
に従って印加し、被検体内からの磁気共鳴信号を検出し
て映像化する磁気共鳴映像装置において、前記被検体の
撮像領域外の部位で、かつ勾配磁場又は該勾配磁場と同
時に発生するクロス磁場が最大となる点近傍にある被検
体の部位に対して、前記静磁場を遮断することなく、前
記勾配磁場又は前記クロス磁場を抑制する導電性シール
ド部材を具備したことを特徴とする。
【００１６】
【００１７】
【００１８】
【作用】上述の如く構成すれば、シールド部材によって
被検体に渦電流が発生することはない。従って、強力・
高速勾配磁場を用いても神経刺激を生じないため、患者
に不快感や不安を与えずに、超高速イメージングが可能
となる。
被検体に渦電流が発生することはない。従って、強力・
高速勾配磁場を用いても神経刺激を生じないため、患者
に不快感や不安を与えずに、超高速イメージングが可能
となる。
【００１９】
【００２０】
【００２１】
【実施例】以下図面を参照して、この発明を詳細に説明
する。図１（ａ）は、本発明の磁気共鳴イメージングシ
ステムに用いる磁気変化シールドの１実施例及び原理を
示す図である。前述のように、超高速ＭＲＩで用いられ
る強力な勾配磁場をＧｘとすれば、それによる磁場強度
は勾配コイルからの距離に比例して大きくなるため、イ
メージング領域から離れた頭部や腰部で、刺激が起こる
可能性が大となる（図３）。例えば、イメージングの対
象が胸部である場合、イメージングに必要なｚ成分が最
大となる胸部体側の磁場強度ｘＧｘより、そのクロス磁
場成分であるｘ成分の、頭部の磁場強度ｚＧｘのほうが
磁場の絶対値が大きく、従ってｄＢ／ｄｔは大きい。そ
こで、図１（ｂ）に示すように、頭部や腰部を、図１
（ａ）に示すような、導電性の物質１で囲むようにす
る。こうすることにより、導電性の物質１に生じた渦電
流２，３による反磁場によって、導電性の物質１で囲ま
れた内部の磁場強度すなわちｄＢ／ｄｔを下げることが
でき、従って、それによって生体内部に誘起される渦電
流密度を神経刺激の最小レベル以下にすることが可能と
なる。図中の渦電流２はクロス磁場の変化ｄＢｘ／ｄｔ
を、渦電流３は本来の勾配磁場成分の変化ｄＢ／ｄｔを
打ち消す様に流れる。
する。図１（ａ）は、本発明の磁気共鳴イメージングシ
ステムに用いる磁気変化シールドの１実施例及び原理を
示す図である。前述のように、超高速ＭＲＩで用いられ
る強力な勾配磁場をＧｘとすれば、それによる磁場強度
は勾配コイルからの距離に比例して大きくなるため、イ
メージング領域から離れた頭部や腰部で、刺激が起こる
可能性が大となる（図３）。例えば、イメージングの対
象が胸部である場合、イメージングに必要なｚ成分が最
大となる胸部体側の磁場強度ｘＧｘより、そのクロス磁
場成分であるｘ成分の、頭部の磁場強度ｚＧｘのほうが
磁場の絶対値が大きく、従ってｄＢ／ｄｔは大きい。そ
こで、図１（ｂ）に示すように、頭部や腰部を、図１
（ａ）に示すような、導電性の物質１で囲むようにす
る。こうすることにより、導電性の物質１に生じた渦電
流２，３による反磁場によって、導電性の物質１で囲ま
れた内部の磁場強度すなわちｄＢ／ｄｔを下げることが
でき、従って、それによって生体内部に誘起される渦電
流密度を神経刺激の最小レベル以下にすることが可能と
なる。図中の渦電流２はクロス磁場の変化ｄＢｘ／ｄｔ
を、渦電流３は本来の勾配磁場成分の変化ｄＢ／ｄｔを
打ち消す様に流れる。
【００２２】ところで、神経刺激の最小レベルは、すで
に述べたように電流密度でＪ＝１〜４（Ａ／ｍ2 ）程度
であり、（１）式であるから、基本的には、生体に誘起
される渦電流密度がこれを越えないようなｄＢ／ｄｔ値
に設定すればよい。但し、ｒは誘起される渦電流の半径
（ｍ），σは生体の導電率（ｓ／ｍ）である。しかし、
図１０に示す様に、神経刺激の最小レベルにはかなりの
個人差があるため、ｄＢ／ｄｔ値を一律に設定しようと
すれば、マージンを見込んでかなり低い値に設定する必
要がある。
に述べたように電流密度でＪ＝１〜４（Ａ／ｍ2 ）程度
であり、（１）式であるから、基本的には、生体に誘起
される渦電流密度がこれを越えないようなｄＢ／ｄｔ値
に設定すればよい。但し、ｒは誘起される渦電流の半径
（ｍ），σは生体の導電率（ｓ／ｍ）である。しかし、
図１０に示す様に、神経刺激の最小レベルにはかなりの
個人差があるため、ｄＢ／ｄｔ値を一律に設定しようと
すれば、マージンを見込んでかなり低い値に設定する必
要がある。
【００２３】そこで、このような制限を緩和する一つの
方法として、磁気共鳴映像装置による撮像を行う前に、
小型の磁気刺激コイル等によりあらかじめ被検体の神経
刺激を調査し、その値以下にｄＢ／ｄｔがなるように、
局所磁気変化シールドのシールド効果を設定するように
しても良い。
方法として、磁気共鳴映像装置による撮像を行う前に、
小型の磁気刺激コイル等によりあらかじめ被検体の神経
刺激を調査し、その値以下にｄＢ／ｄｔがなるように、
局所磁気変化シールドのシールド効果を設定するように
しても良い。
【００２４】また、この発明は種々の変形実施が可能で
ある。たとえば、磁気変化シールド１は、必ずしも図１
（ａ）に示したように導電性の円筒である必要はなく、
図２に示すようなメッシュ状の物質６でも良い。例え
ば、腰部などにフレキシブルに着用できるメッキクロス
などを用いることもできる。
ある。たとえば、磁気変化シールド１は、必ずしも図１
（ａ）に示したように導電性の円筒である必要はなく、
図２に示すようなメッシュ状の物質６でも良い。例え
ば、腰部などにフレキシブルに着用できるメッキクロス
などを用いることもできる。
【００２５】さらに、神経刺激を起こす勾配磁場の方向
が、一方向に限られている場合（超高速ＭＲＩを可能と
する勾配磁場駆動電源はコストが高いため、１チャンネ
ルのみに限られる場合は多い）、図５に示すように、導
電性の円筒の代わりに閉ループをなすワンターンコイル
２１を用いて構成しても良い。このとき、閉ループは神
経刺激を起こす勾配磁場に対し、垂直になるように設定
する。図５はワンターンコイル２１を対にして用いた場
合を示す。図６は頭部への装着剤である。これらの図
は、最も強力な勾配磁場がＧｘであった場合を示してお
り、Ｇｙの場合はｙ方向に対向させ、Ｇｚの場合は図１
１（ｅ）のようにｚ方向に対向させる。さらに、複数方
向の勾配磁場に対して神経刺激のおそれがある場合は、
これらを組み合わせて用いるようにする。また、形状は
必ずしも円である必要はなく、閉ループを形成しさえし
ていれば、頭部にフィットするような形状のものであっ
ても良い。図１１（ｆ）は鞍型状のコイルの例、図１１
（ａ）は矩形状のコイルを組み合わせｘ、ｙ、ｚ３方向
の磁場変化に対応できるようにした場合の例を示す。こ
こで、閉ループは対にして用いる必要はなく、神経刺激
の最小レベル値以下にまで、ｄＢ／ｄｔによる渦電流密
度を下げることができさえすれば、ワンターンでも良
い。一方、シールド効果が十分で無い場合は、ターン数
を増やすことで対応できる。このとき、必ずしも同一半
径でターンを増やす必要は無く、図１１（ｃ）のように
順次半径を小さくしても良い。図１１（ｄ）のように渦
巻き状にしてもよい。また、図１１（ｂ）のようなメッ
シュ状でもよく、さらに平板を用いるようにしても良
い。ここで、閉ループの外径は、シールドしたい部位の
断面積（対象となる勾配磁場に垂直な断面）とおおよそ
等しくなるようにしておく。この様な磁気変化シールド
１，２１を用いた場合、磁気変化シールドがつくる反磁
場がイメージングに何らかの影響を及ぼすことが考えら
れる。しかし、磁気刺激が問題となるような領域は、前
述のようにイメージング領域から離れた部位であり、十
分な距離があれば通常はあまり問題はないと考えられ
る。
が、一方向に限られている場合（超高速ＭＲＩを可能と
する勾配磁場駆動電源はコストが高いため、１チャンネ
ルのみに限られる場合は多い）、図５に示すように、導
電性の円筒の代わりに閉ループをなすワンターンコイル
２１を用いて構成しても良い。このとき、閉ループは神
経刺激を起こす勾配磁場に対し、垂直になるように設定
する。図５はワンターンコイル２１を対にして用いた場
合を示す。図６は頭部への装着剤である。これらの図
は、最も強力な勾配磁場がＧｘであった場合を示してお
り、Ｇｙの場合はｙ方向に対向させ、Ｇｚの場合は図１
１（ｅ）のようにｚ方向に対向させる。さらに、複数方
向の勾配磁場に対して神経刺激のおそれがある場合は、
これらを組み合わせて用いるようにする。また、形状は
必ずしも円である必要はなく、閉ループを形成しさえし
ていれば、頭部にフィットするような形状のものであっ
ても良い。図１１（ｆ）は鞍型状のコイルの例、図１１
（ａ）は矩形状のコイルを組み合わせｘ、ｙ、ｚ３方向
の磁場変化に対応できるようにした場合の例を示す。こ
こで、閉ループは対にして用いる必要はなく、神経刺激
の最小レベル値以下にまで、ｄＢ／ｄｔによる渦電流密
度を下げることができさえすれば、ワンターンでも良
い。一方、シールド効果が十分で無い場合は、ターン数
を増やすことで対応できる。このとき、必ずしも同一半
径でターンを増やす必要は無く、図１１（ｃ）のように
順次半径を小さくしても良い。図１１（ｄ）のように渦
巻き状にしてもよい。また、図１１（ｂ）のようなメッ
シュ状でもよく、さらに平板を用いるようにしても良
い。ここで、閉ループの外径は、シールドしたい部位の
断面積（対象となる勾配磁場に垂直な断面）とおおよそ
等しくなるようにしておく。この様な磁気変化シールド
１，２１を用いた場合、磁気変化シールドがつくる反磁
場がイメージングに何らかの影響を及ぼすことが考えら
れる。しかし、磁気刺激が問題となるような領域は、前
述のようにイメージング領域から離れた部位であり、十
分な距離があれば通常はあまり問題はないと考えられ
る。
【００２６】但し、特に渦電流の影響などが大きいと考
えられるシーケンス、例えば、Phase Contrast Angiogr
aphyなどでは、微小な渦も問題となる可能性がある。こ
の様な場合、１つの方法としては、磁気変化シールドに
よって生じた反磁場の影響が、データ収集時間内まで及
ばないよう、時定数τを短くすることが考えられる。時
定数τは、 τ＝κσｔ …（２） 但し、κ：定数、σ：導電率、ｔ：導電性物質の厚みで
あるから、用いる導電性物質の厚みを薄くしたり、導電
率の低い材質を用いたりすれば良い。例えば、厚さ３ｍ
ｍのアルミ材（例えばＡｌ ５０５３）の場合、σ＝
１．８×１０5 （１／ｃｍ）であり、時定数は約２．６
ｍｓとなる。従って、超高速ＭＲＩで必要な勾配磁場の
立ち上がり約１００〜３００μｓ（０−ｐ）に対して
は、時定数が長すぎて使用できないため、より薄くする
ことが必要となる。ｓｕｓ３１６Ｌの場合はσ＝１．４
×１０4 （１／ｃｍ）であり、厚さ２ｍｍのとき約２３
０μｓとなり、使用することができる。銅の場合は、導
電率はアルミ材と同じオーダー（２〜３倍程度異なる）
であるが、例えば、４５μｍ程度に薄くすることによ
り、約１００μｓ程度の時定数が得られ、同じく使用す
ることができる。ここで、この様な薄い金属を用いる場
合は、アクリル円筒のような支持体に張り付けて用いる
ことは言うまでもない。
えられるシーケンス、例えば、Phase Contrast Angiogr
aphyなどでは、微小な渦も問題となる可能性がある。こ
の様な場合、１つの方法としては、磁気変化シールドに
よって生じた反磁場の影響が、データ収集時間内まで及
ばないよう、時定数τを短くすることが考えられる。時
定数τは、 τ＝κσｔ …（２） 但し、κ：定数、σ：導電率、ｔ：導電性物質の厚みで
あるから、用いる導電性物質の厚みを薄くしたり、導電
率の低い材質を用いたりすれば良い。例えば、厚さ３ｍ
ｍのアルミ材（例えばＡｌ ５０５３）の場合、σ＝
１．８×１０5 （１／ｃｍ）であり、時定数は約２．６
ｍｓとなる。従って、超高速ＭＲＩで必要な勾配磁場の
立ち上がり約１００〜３００μｓ（０−ｐ）に対して
は、時定数が長すぎて使用できないため、より薄くする
ことが必要となる。ｓｕｓ３１６Ｌの場合はσ＝１．４
×１０4 （１／ｃｍ）であり、厚さ２ｍｍのとき約２３
０μｓとなり、使用することができる。銅の場合は、導
電率はアルミ材と同じオーダー（２〜３倍程度異なる）
であるが、例えば、４５μｍ程度に薄くすることによ
り、約１００μｓ程度の時定数が得られ、同じく使用す
ることができる。ここで、この様な薄い金属を用いる場
合は、アクリル円筒のような支持体に張り付けて用いる
ことは言うまでもない。
【００２７】もう一つは、データ収集時間内まで反磁場
の影響が及ばないよう、強制的にループを切ってしまう
方法がある。図８はこの方法の一実施例を示す。導電性
の円筒２５にスリットを入れ、そのままでは渦が発生し
ないか、発生しても極僅かであるようにしておく。この
スリット部分に、必要な渦強度を得るのに十分な閉ルー
プができるよう、スイッチ２４を設けておく。図９は、
この磁気変化シールドをコントロールするタイミングチ
ャートの一実施例を示す図である。ｄＢ／ｄｔが大きい
のは勾配磁場の立ち上がりの部分だけであるから、その
タイミングに合わせてスイッチをオンにし、渦電流を発
生させて、円筒２５内部のｄＢ／ｄｔ値を下げる。その
後ｄＢ／ｄｔが０かもしくは非常に小さくなった時点で
スイッチをオフにすることにより、データ収集期間にお
いて磁気変化シールドがつくる反磁場の影響をなくすこ
とができる。
の影響が及ばないよう、強制的にループを切ってしまう
方法がある。図８はこの方法の一実施例を示す。導電性
の円筒２５にスリットを入れ、そのままでは渦が発生し
ないか、発生しても極僅かであるようにしておく。この
スリット部分に、必要な渦強度を得るのに十分な閉ルー
プができるよう、スイッチ２４を設けておく。図９は、
この磁気変化シールドをコントロールするタイミングチ
ャートの一実施例を示す図である。ｄＢ／ｄｔが大きい
のは勾配磁場の立ち上がりの部分だけであるから、その
タイミングに合わせてスイッチをオンにし、渦電流を発
生させて、円筒２５内部のｄＢ／ｄｔ値を下げる。その
後ｄＢ／ｄｔが０かもしくは非常に小さくなった時点で
スイッチをオフにすることにより、データ収集期間にお
いて磁気変化シールドがつくる反磁場の影響をなくすこ
とができる。
【００２８】この方法は、さまざまな変形実施が可能で
あり、図７は、この方法を閉ループコイルタイプの磁気
変化シールドに適用した場合の一実施例を示す。さら
に、本発明の考え方に基づくもうひとつの実施例は、磁
気変化シールドは必ずしもパッシブである必要はなく、
必要なｄＢ／ｄｔ値の減少が得られるよう、勾配磁場変
化に同期させて、勾配磁場変化を減少させるような磁場
を発生する電流をコイル等に流してやれば良い。図１２
はアクティブ局所磁気変化シールドの１実施例として、
局所磁気変化シールドとして対向矩形ループ３１を用
い、駆動アンプ３０にて駆動する場合の例を示す。対向
矩形ループ３１は駆動アンプ３０の入力が例えば正のと
きにクロス磁場２９を打ち消すような磁場２８を発生す
るように巻いておく。図１３に示すようなタイミングと
極性で、シールドコイル駆動アンプに電流を流すこと
で、局所磁気変化シールド内の磁場変化ｄＢ／ｄｔを神
経刺激の最小レベル以下にすることができる。この場
合、局所磁気変化シールドとして対向矩形ループ３１の
代わりに図８のようなスリットのはいった導電性の円筒
２５や、図１１に示す各種のコイルを用いるようにして
も良い。但し、スリットやギャップは閉ループに一つと
し、そこから電流を流すようにする。
あり、図７は、この方法を閉ループコイルタイプの磁気
変化シールドに適用した場合の一実施例を示す。さら
に、本発明の考え方に基づくもうひとつの実施例は、磁
気変化シールドは必ずしもパッシブである必要はなく、
必要なｄＢ／ｄｔ値の減少が得られるよう、勾配磁場変
化に同期させて、勾配磁場変化を減少させるような磁場
を発生する電流をコイル等に流してやれば良い。図１２
はアクティブ局所磁気変化シールドの１実施例として、
局所磁気変化シールドとして対向矩形ループ３１を用
い、駆動アンプ３０にて駆動する場合の例を示す。対向
矩形ループ３１は駆動アンプ３０の入力が例えば正のと
きにクロス磁場２９を打ち消すような磁場２８を発生す
るように巻いておく。図１３に示すようなタイミングと
極性で、シールドコイル駆動アンプに電流を流すこと
で、局所磁気変化シールド内の磁場変化ｄＢ／ｄｔを神
経刺激の最小レベル以下にすることができる。この場
合、局所磁気変化シールドとして対向矩形ループ３１の
代わりに図８のようなスリットのはいった導電性の円筒
２５や、図１１に示す各種のコイルを用いるようにして
も良い。但し、スリットやギャップは閉ループに一つと
し、そこから電流を流すようにする。
【００２９】次に、本発明の第２実施例に係る分割スキ
ャン法について説明する。従来の分割スキャン法では、
図１４の高速反転勾配磁場５１の各スイッチング毎に位
相エンコード勾配磁場５２を印加していた。読み出し勾
配磁場５は正負交互に反転しているため、収集されたエ
コーデーダを１次元フーリエ変換して得られるプロジェ
クションも、交互に反転している。そこで、偶数番目か
奇数番目のどちらかのデータを反転して再構成に用い
る。ここで、読み出し勾配磁場方向の位置をｘ、勾配磁
場強度をＧｘ、静磁場不均一性をΔＨ（ｘ，ｙ）とし、
奇数番目の勾配磁場が正であるとすると、静磁場の不均
一性により、位置ｘはｘ′へ、次式にて表せる位置ずれ
を起こす。
ャン法について説明する。従来の分割スキャン法では、
図１４の高速反転勾配磁場５１の各スイッチング毎に位
相エンコード勾配磁場５２を印加していた。読み出し勾
配磁場５は正負交互に反転しているため、収集されたエ
コーデーダを１次元フーリエ変換して得られるプロジェ
クションも、交互に反転している。そこで、偶数番目か
奇数番目のどちらかのデータを反転して再構成に用い
る。ここで、読み出し勾配磁場方向の位置をｘ、勾配磁
場強度をＧｘ、静磁場不均一性をΔＨ（ｘ，ｙ）とし、
奇数番目の勾配磁場が正であるとすると、静磁場の不均
一性により、位置ｘはｘ′へ、次式にて表せる位置ずれ
を起こす。
【００３０】
ｘ′＝ｘ＋ΔＨ（ｘ，ｙ）／Ｇｘ（奇数番目のエコーの場合）
ｘ′＝ｘ−ΔＨ（ｘ，ｙ）／Ｇｘ（偶数番目のエコーの場合）
…（３）
即ち、勾配磁場の偶数番目と奇数番目に対応するエコー
では、磁場不均一性の影響が逆となり、Ｋスペース上で
は、位相エンコード方向の１ステップ毎に、静磁場不均
一性の影響によるデータの不連続性が生じる。従って、
そのまま再構成すると、図１６の５８に示す様に、元画
像から撮像領域の半分だけずれた位置にエッジ状のゴー
ストを生じる、いわゆるＮ／２アーチファクトを生じ
た。
では、磁場不均一性の影響が逆となり、Ｋスペース上で
は、位相エンコード方向の１ステップ毎に、静磁場不均
一性の影響によるデータの不連続性が生じる。従って、
そのまま再構成すると、図１６の５８に示す様に、元画
像から撮像領域の半分だけずれた位置にエッジ状のゴー
ストを生じる、いわゆるＮ／２アーチファクトを生じ
た。
【００３１】そこで本発明では、位相エンコード勾配磁
場５２を、高速に反転する読み出し勾配磁場の２回に１
回印加し、収集されたエコー信号５２は、反転勾配磁場
の偶数番目と奇数番目に対応して分離して、各々１枚の
画像再構成用のデータセットとする（５５，５６）。こ
こで、読出し勾配磁場方向の位置を合わせるため、一方
のデータセットは読出し勾配磁場方向に反転しておく。
このようにすることで、偶数番目もしくは奇数番目のエ
コーのみからなる画像データセット５５，５６はＫスペ
ース上で不連続性を持たず、従って、それぞれ独立に再
構成することによりＮ／２アーチファクトのない２枚の
良好な画像が得られる。
場５２を、高速に反転する読み出し勾配磁場の２回に１
回印加し、収集されたエコー信号５２は、反転勾配磁場
の偶数番目と奇数番目に対応して分離して、各々１枚の
画像再構成用のデータセットとする（５５，５６）。こ
こで、読出し勾配磁場方向の位置を合わせるため、一方
のデータセットは読出し勾配磁場方向に反転しておく。
このようにすることで、偶数番目もしくは奇数番目のエ
コーのみからなる画像データセット５５，５６はＫスペ
ース上で不連続性を持たず、従って、それぞれ独立に再
構成することによりＮ／２アーチファクトのない２枚の
良好な画像が得られる。
【００３２】但し、本方式のディメリットとして、位相
エンコード勾配磁場の印加を、読み出し勾配磁場反転の
２回に１回にしていることで、従来の分割スキャンに比
べ、同一分解能を得るために２倍の撮像時間を要する事
が上げられる。
エンコード勾配磁場の印加を、読み出し勾配磁場反転の
２回に１回にしていることで、従来の分割スキャンに比
べ、同一分解能を得るために２倍の撮像時間を要する事
が上げられる。
【００３３】しかし、分割スキャン法や超高速ＭＲＩ法
は、撮像時間は短い反面、Ｓ／Ｎは従来法に比べ低下す
るため、現状では、数回の加算平均によりＳ／Ｎを向上
させて使用することが多い。ところが、既に述べたよう
に、従来の分割スキャン法では、単純に加算平均しても
Ｓ／Ｎは向上するが、Ｎ／２アーチファクトが残るた
め、これを除去するには静磁場分布計測に基づく補正等
の複雑な手順を必要とした。これに対し、本方式によっ
て得られる２枚の画像は、単純に加算することにより、
Ｎ／２アーチファクトのない、Ｓ／Ｎの向上した画像が
得られる。従って、加算平均操作によりＳ／Ｎ向上をは
かる場合、従来の分割スキャン法と同等の時間で、しか
も、補正等の複数な手順なく、アーチファクトのない、
良好な画像が得られることになる。なお、ここで、次項
で詳細に述べる、撮像領域内に血流等の動く対象がある
場合は、絶対値をとって動きによる影響を低減した後、
加算平均することが必要である。
は、撮像時間は短い反面、Ｓ／Ｎは従来法に比べ低下す
るため、現状では、数回の加算平均によりＳ／Ｎを向上
させて使用することが多い。ところが、既に述べたよう
に、従来の分割スキャン法では、単純に加算平均しても
Ｓ／Ｎは向上するが、Ｎ／２アーチファクトが残るた
め、これを除去するには静磁場分布計測に基づく補正等
の複雑な手順を必要とした。これに対し、本方式によっ
て得られる２枚の画像は、単純に加算することにより、
Ｎ／２アーチファクトのない、Ｓ／Ｎの向上した画像が
得られる。従って、加算平均操作によりＳ／Ｎ向上をは
かる場合、従来の分割スキャン法と同等の時間で、しか
も、補正等の複数な手順なく、アーチファクトのない、
良好な画像が得られることになる。なお、ここで、次項
で詳細に述べる、撮像領域内に血流等の動く対象がある
場合は、絶対値をとって動きによる影響を低減した後、
加算平均することが必要である。
【００３４】次に、撮像領域内に血流等の動く対象があ
った場合について述べる。このような場合、対象の動き
により位相が乱れ、いわゆる血流アーチファクトが生じ
るが、従来法では勾配磁場の印加される３方向に位相補
償用の勾配磁場を加えることで、これを抑圧することが
できた。ところが、超高速ＭＲＩ法や従来の分割スキャ
ン法では、反転する読み出し勾配磁場を用いているた
め、偶数番目と奇数番目のエコーの位相変化を同時にス
キャンセルすることができず、従って、読み出し勾配磁
場方向の動きによるアーチファクトの抑圧が困難である
と言った欠点があった。
った場合について述べる。このような場合、対象の動き
により位相が乱れ、いわゆる血流アーチファクトが生じ
るが、従来法では勾配磁場の印加される３方向に位相補
償用の勾配磁場を加えることで、これを抑圧することが
できた。ところが、超高速ＭＲＩ法や従来の分割スキャ
ン法では、反転する読み出し勾配磁場を用いているた
め、偶数番目と奇数番目のエコーの位相変化を同時にス
キャンセルすることができず、従って、読み出し勾配磁
場方向の動きによるアーチファクトの抑圧が困難である
と言った欠点があった。
【００３５】そこで、本発明では、前述の様に、反転勾
配磁場の偶数番目と奇数番目に対応して、収集されたエ
コーデータを分離し、各々１枚の画像再構成用のデータ
セットとすることにより、偶数番目のエコーのみで再構
成した画像は血流の影響のない画像、奇数番目のエコー
のみで再構成した画像は血流の影響による位相変化を反
映した画像が得られる。
配磁場の偶数番目と奇数番目に対応して、収集されたエ
コーデータを分離し、各々１枚の画像再構成用のデータ
セットとすることにより、偶数番目のエコーのみで再構
成した画像は血流の影響のない画像、奇数番目のエコー
のみで再構成した画像は血流の影響による位相変化を反
映した画像が得られる。
【００３６】図１７は対象が速度を持つ場合の、反転勾
配磁場６０によりエコーに生じる位相変化を示すもの
で、６１は時間変化に伴う位相変化、６２は読み出し勾
配磁場方向の位置を合わせるため、勾配磁場スイッチン
グの偶数番目に対応するエコーを時間反転した後の位相
変化を示す。図に示す様に、偶数番目のエコーに対応す
るエコーピークでの位相６４はキャンセルされゼロとな
るが、奇数番目のエコーに対応するエコーピークの位相
６３は、速度をｖ、勾配磁場スイッチングの半周期を
τ、位相変化をΔφとすると、Δφ＝１／４・ｖ・τ2
なる値を持つ。従って、偶数番目のエコーのみで再構成
すれば、これまで困難であった、読み出し勾配磁場方向
の対象の動きにより影響も抑圧した、良好な画像を得る
ことができる。一方、奇数番目のエコーのみで再構成す
れば、対象の動きにより位相変化を受けた画像が得られ
る。そこで、本発明ではさらに、これらの２種類の複素
画像を差し引き（あるいは生データレベルで差し引いて
も可）、動きによる位相変化を、速度成分、もしくは振
幅情報として画像化することにより、フローエンコード
パルス等の余分な勾配磁場を追加する事なく、読み出し
勾配磁場方向の血流イメージングもしくは血管造影を可
能とする事ができる。このとき、読み出し勾配磁場の印
加方向を、例えば、スライス面内の直交する他の方向、
もしくはスライス面に垂直な方向も含む垂直２方向に切
り替えて撮像することにより、２次元、３次元の血流イ
メージングが可能である。
配磁場６０によりエコーに生じる位相変化を示すもの
で、６１は時間変化に伴う位相変化、６２は読み出し勾
配磁場方向の位置を合わせるため、勾配磁場スイッチン
グの偶数番目に対応するエコーを時間反転した後の位相
変化を示す。図に示す様に、偶数番目のエコーに対応す
るエコーピークでの位相６４はキャンセルされゼロとな
るが、奇数番目のエコーに対応するエコーピークの位相
６３は、速度をｖ、勾配磁場スイッチングの半周期を
τ、位相変化をΔφとすると、Δφ＝１／４・ｖ・τ2
なる値を持つ。従って、偶数番目のエコーのみで再構成
すれば、これまで困難であった、読み出し勾配磁場方向
の対象の動きにより影響も抑圧した、良好な画像を得る
ことができる。一方、奇数番目のエコーのみで再構成す
れば、対象の動きにより位相変化を受けた画像が得られ
る。そこで、本発明ではさらに、これらの２種類の複素
画像を差し引き（あるいは生データレベルで差し引いて
も可）、動きによる位相変化を、速度成分、もしくは振
幅情報として画像化することにより、フローエンコード
パルス等の余分な勾配磁場を追加する事なく、読み出し
勾配磁場方向の血流イメージングもしくは血管造影を可
能とする事ができる。このとき、読み出し勾配磁場の印
加方向を、例えば、スライス面内の直交する他の方向、
もしくはスライス面に垂直な方向も含む垂直２方向に切
り替えて撮像することにより、２次元、３次元の血流イ
メージングが可能である。
【００３７】本発明は、種々の変形実施が可能である。
例えば、対象とする分割スキャンのＫスペース上のスキ
ャン順序は、必ずしも図１４に示す様なブロック状でな
くてもよく、インターレースでのスキャンや、それらの
組み合わせであっても良い。図１８〜２１はインターレ
ーススキャンの例である（但し、偶数番目、奇数番目の
エコー分離処理は行なわない、従来型の場合を示す）。
図１８，１９は超高速ＭＲＩのシーケンスを基本とし、
それを単純に複数回繰り返すようにした場合（ここでは
単純分割法と呼ぶ）の例を示す図であり、図２０，２１
は１８０°パルスによるスピンエコーを併用する場合
（ここではＣＰＭＧハイブリッド法と呼ぶ。３スピンエ
コー、５グラジェントエコーの場合）の例を示す図であ
る。本発明を適用するには、エンコードステップを１つ
おきに減らし、偶数番目、奇数番目のエコーを分離して
処理すれば良い。但し、この様なインターレーススキャ
ンの場合、データの不連続性は１ラインおきではなくな
るため、除去するアーチファクトはＮ／２アーチファク
トではなく、より間隔が狭まった位置に発生するアーチ
ファクトが対象となる。
例えば、対象とする分割スキャンのＫスペース上のスキ
ャン順序は、必ずしも図１４に示す様なブロック状でな
くてもよく、インターレースでのスキャンや、それらの
組み合わせであっても良い。図１８〜２１はインターレ
ーススキャンの例である（但し、偶数番目、奇数番目の
エコー分離処理は行なわない、従来型の場合を示す）。
図１８，１９は超高速ＭＲＩのシーケンスを基本とし、
それを単純に複数回繰り返すようにした場合（ここでは
単純分割法と呼ぶ）の例を示す図であり、図２０，２１
は１８０°パルスによるスピンエコーを併用する場合
（ここではＣＰＭＧハイブリッド法と呼ぶ。３スピンエ
コー、５グラジェントエコーの場合）の例を示す図であ
る。本発明を適用するには、エンコードステップを１つ
おきに減らし、偶数番目、奇数番目のエコーを分離して
処理すれば良い。但し、この様なインターレーススキャ
ンの場合、データの不連続性は１ラインおきではなくな
るため、除去するアーチファクトはＮ／２アーチファク
トではなく、より間隔が狭まった位置に発生するアーチ
ファクトが対象となる。
【００３８】血流イメージングもしくは血管造影に関し
ては、本発明の場合、フローエンコードパルス等の余分
な勾配磁場を追加する必要のない事が一つの特徴とであ
るが、一方、フローエンコードパルス等と組み合わせる
事で、画像化する血流速の感度や方向を可変にでき、さ
らに自由度を増すことができる。
ては、本発明の場合、フローエンコードパルス等の余分
な勾配磁場を追加する必要のない事が一つの特徴とであ
るが、一方、フローエンコードパルス等と組み合わせる
事で、画像化する血流速の感度や方向を可変にでき、さ
らに自由度を増すことができる。
【００３９】ＲＦ励起に関しては、９０度・１８０度の
スピンエコーでけでなく、Low Flip角の励起パルスと、
それにより発生するＦＩＤ信号を用いる様にし、繰り返
し時間ＴＲを短くすることで、より高速に画像化が行な
える様にしても良い。
スピンエコーでけでなく、Low Flip角の励起パルスと、
それにより発生するＦＩＤ信号を用いる様にし、繰り返
し時間ＴＲを短くすることで、より高速に画像化が行な
える様にしても良い。
【００４０】また、水、脂肪分解法として、図２２〜２
４に示す様に、データ収集の際、ゼロエンコードになる
エコーに於て、水と脂肪の信号の極性がちょうど一致す
る場合（図２４（ａ））と逆になる場合（図２４
（ｂ））の２つの状態が得られるように、ＲＦ励起もし
くはデータ収集のタイミングをτずらした２種類シーケ
ンスを用い、得られた２種類の画像もしくは生データを
加減算することにより、水及び脂肪の分解画像が得られ
る様にしても良い。即ち、水画像をＷとし、脂肪画像を
Ｆとすれば、極性が一致する場合には得られる画像はＷ
＋Ｆとなり、極性が反転している場合には得られる画像
はＷ−Ｆとなっているので、両画像の加算を２で割れば
水画像Ｗが得られ、両画像の減算を２で割れば脂肪画像
Ｆが得られるのである。また、水の信号と脂肪の信号が
９０°ずれるようにデータを収集すれば、実軸上で水信
号が得られ虚軸上で脂肪信号が得られるので、１回の撮
像で水画像、及び脂肪画像を得ることが可能となる。
４に示す様に、データ収集の際、ゼロエンコードになる
エコーに於て、水と脂肪の信号の極性がちょうど一致す
る場合（図２４（ａ））と逆になる場合（図２４
（ｂ））の２つの状態が得られるように、ＲＦ励起もし
くはデータ収集のタイミングをτずらした２種類シーケ
ンスを用い、得られた２種類の画像もしくは生データを
加減算することにより、水及び脂肪の分解画像が得られ
る様にしても良い。即ち、水画像をＷとし、脂肪画像を
Ｆとすれば、極性が一致する場合には得られる画像はＷ
＋Ｆとなり、極性が反転している場合には得られる画像
はＷ−Ｆとなっているので、両画像の加算を２で割れば
水画像Ｗが得られ、両画像の減算を２で割れば脂肪画像
Ｆが得られるのである。また、水の信号と脂肪の信号が
９０°ずれるようにデータを収集すれば、実軸上で水信
号が得られ虚軸上で脂肪信号が得られるので、１回の撮
像で水画像、及び脂肪画像を得ることが可能となる。
【００４１】また、図２５に示す様に奇数番目と偶数番
目のエコー間隔を調整し、奇数番目（偶数番目）で水信
号と脂肪信号の極性が一致し、偶数番目（奇数番目）で
両信号の極性が反転するように設定すれば、１回の撮像
で水画像及び脂肪画像を得ることができるようになる。
目のエコー間隔を調整し、奇数番目（偶数番目）で水信
号と脂肪信号の極性が一致し、偶数番目（奇数番目）で
両信号の極性が反転するように設定すれば、１回の撮像
で水画像及び脂肪画像を得ることができるようになる。
【００４２】このような方法により、Ｎ／２アーチファ
クトのない水・脂肪分離画像が得られる。但し、静磁場
の不均一性が読出し勾配磁場強度に対して十分に小さ
く、Ｎ／２アーチファクトが無視できる程度であれば、
偶数番目、奇数番目のエコー分離処理を行なわない従来
の分割スキャン法に上記方法を適用し、水・脂肪分離画
像を得るようにしても良い。
クトのない水・脂肪分離画像が得られる。但し、静磁場
の不均一性が読出し勾配磁場強度に対して十分に小さ
く、Ｎ／２アーチファクトが無視できる程度であれば、
偶数番目、奇数番目のエコー分離処理を行なわない従来
の分割スキャン法に上記方法を適用し、水・脂肪分離画
像を得るようにしても良い。
【００４３】このような場合、脂肪成分の位置ずれによ
るアーチファクトを低減する方法として、水及び脂肪の
分離を行う代わりに、脂肪成分の位置ずれが起きないよ
うに、勾配磁場のスイッチング間隔を調整してもよい。
るアーチファクトを低減する方法として、水及び脂肪の
分離を行う代わりに、脂肪成分の位置ずれが起きないよ
うに、勾配磁場のスイッチング間隔を調整してもよい。
【００４４】具体的には、脂肪のプロトンの共鳴周波数
は、水のプロトンの共鳴周波数に比べ、約３．５ｐｐｍ
とやや遅く、図２６（ａ）に示すように、時間とともに
位相のずれを生じ、このままエコー信号のデータ収集を
行えば、再構成画像上で脂肪成分の位置ずれとなってし
まう。
は、水のプロトンの共鳴周波数に比べ、約３．５ｐｐｍ
とやや遅く、図２６（ａ）に示すように、時間とともに
位相のずれを生じ、このままエコー信号のデータ収集を
行えば、再構成画像上で脂肪成分の位置ずれとなってし
まう。
【００４５】そこで、エコー信号の発生間隔を水と脂肪
との磁化ベクトルの位相差の周期、又はこの位相差の周
期の整数倍になるように、勾配磁場反転のタイミング及
びその変更に伴うデータ収集時間の長さ、勾配磁場の立
ち上がり時間等を設定する。
との磁化ベクトルの位相差の周期、又はこの位相差の周
期の整数倍になるように、勾配磁場反転のタイミング及
びその変更に伴うデータ収集時間の長さ、勾配磁場の立
ち上がり時間等を設定する。
【００４６】例えば、水の共鳴周波数をｆW 、脂肪の共
鳴周波数をｆF 水と脂肪との周波数差をΔｆは、 Δｆ＝ｆW −ｆF …（４） であり、時刻ｔにおける位相差Δθは、 Δθ＝２πΔｆｔ …（５） であるから、発生する多重エコーの間隔をτとすれば、 τ＝（１／Δｆ）・ｎ （ｎ＝１，２，…） …（６） となるように、勾配磁場反転のタイミングを選ぶ。この
ようにすることで、エコーピークの時刻における磁化ベ
クトルの状態を示す図２６（ｂ）からわかるように、各
々の多重エコー信号のデータ収集時において、水と脂肪
との磁化ベクトルの位相関係が一定となり、再構成画像
上での脂肪の位置ずれ、即ち、ケミカルシフトアーチフ
ァクトの低減が達成される。
鳴周波数をｆF 水と脂肪との周波数差をΔｆは、 Δｆ＝ｆW −ｆF …（４） であり、時刻ｔにおける位相差Δθは、 Δθ＝２πΔｆｔ …（５） であるから、発生する多重エコーの間隔をτとすれば、 τ＝（１／Δｆ）・ｎ （ｎ＝１，２，…） …（６） となるように、勾配磁場反転のタイミングを選ぶ。この
ようにすることで、エコーピークの時刻における磁化ベ
クトルの状態を示す図２６（ｂ）からわかるように、各
々の多重エコー信号のデータ収集時において、水と脂肪
との磁化ベクトルの位相関係が一定となり、再構成画像
上での脂肪の位置ずれ、即ち、ケミカルシフトアーチフ
ァクトの低減が達成される。
【００４７】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
シールド部材を用いることにより、強力・高速勾配磁場
を用いても神経刺激を生ぜず、患者に不快感や不安を与
えずに、超高速イメージングが可能となる。また、磁気
変化シールドを用いたことによる画質劣化も生じない。
シールド部材を用いることにより、強力・高速勾配磁場
を用いても神経刺激を生ぜず、患者に不快感や不安を与
えずに、超高速イメージングが可能となる。また、磁気
変化シールドを用いたことによる画質劣化も生じない。
【００４８】
【図１】 本発明が適用されたシールド部材の一実施例
を示す構成図。
を示す構成図。
【図２】 フレキシブルシールド部材を示す構成図。
【図３】 勾配磁場とクロス磁場の説明図。
【図４】 超高速ＭＲＩに用いられる勾配磁場波形の例
とのｄＢ／ｄｔ波形を示す図。
とのｄＢ／ｄｔ波形を示す図。
【図５】 対向ワンターンコイル型磁気変化シールドの
一実施例を示す図。
一実施例を示す図。
【図６】 対向ワンターンコイル型磁気変化シールドの
装着法を説明する図。
装着法を説明する図。
【図７】 渦電流ＯＮ，ＯＦＦスイッチを持った対向ワ
ンターンコイル型磁気変化シールドの例を示す図。
ンターンコイル型磁気変化シールドの例を示す図。
【図８】 渦電流ＯＮ，ＯＦＦスイッチを持った磁気変
化シールドの構成（円筒型）及び原理を示す図。
化シールドの構成（円筒型）及び原理を示す図。
【図９】 渦電流ＯＮ，ＯＦＦスイッチを持った磁気変
化シールドのコントロールタイミングチャートを示す
図。
化シールドのコントロールタイミングチャートを示す
図。
【図１０】 神経刺激の最小値の個人差を示す図。
【図１１】 各種局所磁気変化シールドの例を示す図。
【図１２】 アクティブ磁気変化シールドの構成を示す
図。
図。
【図１３】 アクティブ磁気変化シールドの駆動のタイ
ミングを示す図。
ミングを示す図。
【図１４】 Ｎ／２アーチファクト除去法を説明する
図。
図。
【図１５】 Ｋスペース上の軌跡を示す説明図。
【図１６】 Ｎ／２アーチファクトの例を示す説明図。
【図１７】 本発明の血流イメージング法に係わる、グ
ラジェント反転によるマルチエコーの位相変化を説明す
る図。
ラジェント反転によるマルチエコーの位相変化を説明す
る図。
【図１８】 インターレース方式の分割スキャンを示す
説明図。
説明図。
【図１９】 超高速ＭＲＩをベースとしてそれを複数回
繰り返す場合のパルスシーケンスを示す図。
繰り返す場合のパルスシーケンスを示す図。
【図２０】 インターレース方式の分割スキャンを示す
説明図。
説明図。
【図２１】 １８０°パルスによるスピンエコーを併用
する場合のパルスシーケンスを示す図。
する場合のパルスシーケンスを示す図。
【図２２】 水と脂肪が同一の位相をもつ場合の水・脂
肪分離法を示すパルスシーケンスを示す図。
肪分離法を示すパルスシーケンスを示す図。
【図２３】 時間遅れτを水と脂肪が逆の位相を持つ様
に設定した場合のパルスシーケンスを示す図。
に設定した場合のパルスシーケンスを示す図。
【図２４】 水と脂肪が同一の位相を持つ場合、及び逆
の位相を持つ場合を示す説明図。
の位相を持つ場合を示す説明図。
【図２５】 水及び脂肪の磁化ベクトルの状態を説明す
るための図。
るための図。
【図２６】 水及び脂肪の磁化ベクトルの状態を説明す
るための図。
るための図。
１ 磁気変化シールド
２ ｘ方向の磁場変化に対する渦電流
３ ｚ方向の磁場変化に対する渦電流
４ 被検体
５ 勾配コイルの中心
６ フレキシブル磁気変化シールド
２１ ワンターンコイル磁気変化シールド
２２ コイル支持部
２３ ワンターンコイル磁気変化シールド
２４ ピンダイオード
２５ 円筒型磁気変化シールド
２６ 勾配コイル駆動波形
２７ スイッチのコントロールタイミングチャート
２８ アクティブ局所磁気変化シールドの作る磁場
２９ クロス磁場
３０ 駆動アンプ
３１ アクティブ局所磁気変化シールドのコイル
３２ 制御信号
５１ 読出し勾配磁場波形
５２ 位相エンコード勾配磁場
５３ 信号
５４ エンコード勾配磁場
５５ 偶数番目のエコーのみによる画像データ
５６ 奇数番目のエコーのみによる画像データ
５７ 元画像
５８，５９ Ｎ／２アーチファクト
６０ 読出し勾配磁場波形
６１ 速度がある場合の位相の時間変化
６２ 読出し勾配磁場方向の位置合わせ後の位相変化
６３ 奇数番目のエコーピークにおける位相変化量
６４ 偶数番目のエコーピークにおける位相変化量
６５ １回目のスキャンによるＫスペース上の軌跡
６６ ２回目のスキャンによるＫスペース上の軌跡
６８ １回目のスキャンによるＫスペース上の軌跡
６９ ２回目のスキャンによるＫスペース上の軌跡
７０ 脂肪の磁化ベクトル
７１ 水の磁化ベクトル
フロントページの続き
(56)参考文献 特開 昭64−78192（ＪＰ，Ａ)
特開 昭63−216553（ＪＰ，Ａ)
特開 平３−295538（ＪＰ，Ａ)
特開 昭62−143012（ＪＰ，Ａ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 5/055
Claims (10)
- 【請求項１】 被検体に一様に静磁場を印加すると共
に、高周波磁場及び勾配磁場を所定のパルスシーケンス
に従って印加し、被検体内からの磁気共鳴信号を検出し
て映像化する磁気共鳴映像装置において、前記被検体の 撮像領域外の部位で、かつ勾配磁場又は該
勾配磁場と同時に発生するクロス磁場が最大となる点近
傍にある被検体の部位に対して、前記静磁場を遮断する
ことなく、前記勾配磁場又は前記クロス磁場を抑制する
導電性シールド部材を具備したことを特徴とする磁気共
鳴映像装置。 - 【請求項２】 前記導電性シールド部材は、勾配磁場の
時間変化によって生体内に誘起される渦電流の電流密度
を１乃至４（Ａ／ｍ２）以下となるようにしたことを特
徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像装置。 - 【請求項３】 前記導電性シールド部材は、勾配磁場の
時間変化によって生体内に誘起される渦電流を前記被検
体の予め測定された神経刺激レベル以下となるようにし
たことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像装置。 - 【請求項４】 前記導電性シールド部材は、渦電流ルー
プの一部を遮断してシールド効果を解除するスイッチ手
段を具備し、勾配磁場スイッチング時にはこのスイッチ
手段をＯＮとし、勾配磁場スイッチング終了後の高周波
磁場印加時及びデータ収集時間内には前記スイッチ手段
をＯＦＦとする請求項１記載の磁気共鳴映像装置。 - 【請求項５】 前記導電性シールド部材は、前記導電性
シールド部材によって生ずる反磁場の影響がデータ収集
時間内まで及ばないような時定数を有する部材であるこ
とを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像装置。 - 【請求項６】 前記導電性シールド部材は、閉ループコ
イルと、前記閉ループコイルに前記勾配磁場の変化に同
期させて電流を流す手段と、を備えたことを特徴とする
請求項１記載の磁気共鳴映像装置。 - 【請求項７】 前記導電性シールド部材は、前記勾配磁
場に対し垂直に配置される閉ループコイルを備えたこと
を特徴とする請求項１記載の磁気共鳴映像装置。 - 【請求項８】 前記閉ループコイルは、ワンターンコイ
ルであることを特徴とする請求項７記載の磁気共鳴映像
装置。 - 【請求項９】 前記閉ループコイルは、複数ターンコイ
ルであることを特徴とする請求項７記載の磁気共鳴映像
装置。 - 【請求項１０】 前記複数ターンコイルは、それぞれ半
径の異なる複数のコイルで構成されることを特徴とする
請求項９記載の磁気共鳴映像装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP05183293A JP3372983B2 (ja) | 1992-03-13 | 1993-03-12 | 磁気共鳴映像装置 |
| US08/212,145 US5497773A (en) | 1993-03-12 | 1994-03-14 | Nuclear magnetic resonance imaging with patient protection against nerve stimulation and image quality protection against artifacts |
| US08/588,681 US5722409A (en) | 1993-03-12 | 1996-01-19 | Nuclear magnetic resonance imaging with protection against artifacts |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5566092 | 1992-03-13 | ||
| JP4-55660 | 1992-03-13 | ||
| JP05183293A JP3372983B2 (ja) | 1992-03-13 | 1993-03-12 | 磁気共鳴映像装置 |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2002064716A Division JP3432506B2 (ja) | 1992-03-13 | 2002-03-11 | 磁気共鳴映像装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
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Family
ID=26392415
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP05183293A Expired - Lifetime JP3372983B2 (ja) | 1992-03-13 | 1993-03-12 | 磁気共鳴映像装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| JP6234214B2 (ja) * | 2013-12-24 | 2017-11-22 | 株式会社日立製作所 | 磁気共鳴イメージング装置 |
-
1993
- 1993-03-12 JP JP05183293A patent/JP3372983B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0622926A (ja) | 1994-02-01 |
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