JP4685456B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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）に関し、特に、静磁場発生源の開放性を向上させたＭＲＩ装置に関する。

最も普及しているＭＲＩ装置は、静磁場発生源として、図１４に示したようなソレノイドコイルの原理を応用した円筒型磁石を用いている。このような円筒型磁石は、円筒の内部空間を撮影領域として用いるため、傾斜磁場コイル、ＲＦコイルといった部品を円筒内部に挿入してＭＲＩ装置を構成し、被検体も円筒内部の撮像領域に挿入する。円筒型磁石の内部空間における静磁場の方向は、円筒の中心軸と一致しており、撮像領域を覆う静磁場発生源の立体角が大きいため、比較的強い磁場を均一に発生することが可能である。

しかしながら、円筒型磁石を用いるＭＲＩ装置では、被検体によっては円筒の内部空間に挿入されることに対して不安を感じる人もいる。そこで、内部空間の閉所感を低減するため、最近では円筒の軸長Ｌを短くし、さらに両端部の径を中心部の径よりも広げてフレア状にすることにより、内部空間を見かけ上広くする改良が行われている。また、特許文献１には、円筒の軸長Ｌを極端に短縮し、開放性を向上させた円筒状静磁場発生源が開示されている。

また、ＭＲＩ装置の静磁場発生源としては、図１５に示したような垂直方向の対向型磁石が例えば特許文献２等により知られている。対向型磁石は、２つに分離された磁場発生源１１、１２を、中心軸を一致させて垂直方向に間隔を開けて配置し、その間を撮影領域とする。磁場発生源として、超電導コイル、常電導コイルまたは永久磁石が用いられる。永久磁石型では、上下に配置された磁場発生源を支える柱（継鉄）１３が、４本、２本、１本などのものがあり、それぞれ商用化されている。

さらに別の静磁場発生源としては、図１６に示したような水平方向の対向型磁石が例えば特許文献３等により知られている。

また、非特許文献１ならびに特許文献４には、図１７のような平板状の磁場発生源が提案されている。この磁場発生源は、対となる磁場発生源を用いないため上部が完全に開放されている。平板状磁場発生源に接する中央部の空間が撮像領域１４となるため、被検体は平板状磁場発生源中心部に搭載される。

特許文献５には、磁気ヘッドや核磁気共鳴顕微鏡用の磁場発生装置であって、微小空間に磁場を集中させるために、先端が円錐形状に加工されたポールピースを対向させた装置が提案されている。
米国特許５,９６９,５２５号公報 特開平９−２８９９８２号公報 特開平８−２９９２９８号公報 米国特許第４７０１７３６1号公報 特開昭６３−３０６５０６号公報 D.Hawksworth:NewMagnet Design for MR, Magnetic Resonance Medicine 17,27-32(1991)

従来の図１５または図１６に記載した対向型磁石は、図１４の円筒型の静磁場発生源と比較すると、開放性が高いため、ＭＲＩ装置で撮像しながら手術するという用途に使用可能であった。しかしながら、一対の磁場発生源の間隔は、一般的には５０−６０ｃｍ程度であるため、術者による被検体へのアクセス性という面ではまだ問題がある。また、被検体にとっても、板状の一対の磁場発生源の間に配置されるという閉所感は残る。

一方、図１７に記載した平板状静磁場発生源を用いるMRI装置では、上部は開放空間となるが、十分な大きさの撮影領域（静磁場均一空間）１４を確保しようとすると、磁場発生源の径が非常に大きくなる。このため、磁場発生源の脇にいる術者から被検体へアクセスすることは困難になり、手術中撮像の用途には不向きである。また、図１５や図１６のような磁石と同様の静磁場均一度の撮像領域を確保することは難しく、従来の均一静磁場に線形の傾斜磁場を重畳して画像を作成する方法をそのまま適用するのは不可能であるため、新規な画像再構成アルゴリズムを確立することが必要である

特許文献５に開示されている磁場発生装置は、先端が円錐形状であるため周囲に対する開放性はあるが、磁気ヘッドや核磁気共鳴顕微鏡をその用途としており、そのままＭＲＩ装置に用いることはできない。その理由は、ＭＲＩ装置では、２次元以上の画像を再構成するために位置情報を付加することが必須となるが、特許文献５の磁場発生装置は１点の微小領域に磁場を集中するため、位置情報を付加することが困難なためである。

本発明の目的は、高い開放性を持つ静磁場発生装置を用いるＭＲＩ装置を提供することにある。

上記目的を達成するために、本発明では以下のようなＭＲＩ装置を提供する。すなわち、磁気共鳴イメージング装置において、被検体が配置される撮像領域に静磁場を発生する静磁場発生装置は、撮像領域を挟んで配置される一対の磁極を備える構成である。一対の磁極のうち少なくとも一方は、静磁場方向と直交する２方向のうち第１の方向の幅が、第２の方向の幅よりも小さい形状とする。これにより、静磁場発生装置の開放性を高めることができるため、被検体に対して閉所感を与えにくく、しかも、被検体へのアクセスが容易になる。

上記一対の磁極はいずれも、第１の方向の幅が、前記静磁場の中心に近づくにつれ徐々に小さくなる形状にすることができる。これにより、磁極の断面形状は、三角形や台形等になるため、さらに開放性が高まると共に、被検体に向かって磁場が集中するため高磁場を比較的容易に形成できる。

上記一対の磁極は、上下に対向して配置され、少なくとも上側磁極は、第１の方向の幅が第２の方向の幅より小さい構成にすることができる。

撮像領域に傾斜磁場を印加するための傾斜磁場発生源は、撮像領域を取り囲むように配置することができる。その一部は一対の磁極の側面に沿って配置することができる。

上記ＭＲＩ装置において、撮像領域に所定の方向の傾斜磁場を印加するための傾斜磁場発生源と、被検体に高周波磁場パルスを印加するための高周波コイルと、撮像領域において被検体を第１の方向に移動させる駆動機能付きベッドと、傾斜磁場発生源と高周波コイルと駆動機能付きベッドとを制御して所定の撮像パルスシーケンスを実行する制御部とを有する構成とすることができる。このとき制御部は、第１の方向の傾斜磁場と高周波磁場パルスを印加することにより被検体の所定スライスの磁化を励起し、磁気共鳴信号を取得する動作を該所定スライスから所定数のデータが得られるまで繰り返すパルスシーケンスを、被検体を第１の方向に連続的に移動させながら行うようにすることができる。高周波磁場パルスを印加するごとにその周波数を、傾斜磁場の傾斜に応じて変化させることにより、連続的に移動する被検体の同一のスライスを励起することができる。

以下、本発明の実施の形態のＭＲＩ装置を図面を用いて説明する。
第１の本実施の形態のＭＲＩ装置の構成について図１を用いて説明する。本実施の形態のＭＲＩ装置は、静磁場発生装置１０１と、ベッド１０３と、高周波磁場（RF）コイル１０４と、傾斜磁場コイル１０５とを有している。これらは、シールドルーム１の内部に配置されている。静磁場発生装置１０１は、均一静磁場空間である撮像領域２００を形成する。ベッド１０３は、被検体１０２を搭載し、撮像領域２００に配置する。RFコイル１０４は、高周波磁場(ＲＦ)パルスを被検体１０２に照射し、この印加により被検体１０２から発生される磁気共鳴（ＭＲ）信号を受信する。傾斜磁場コイル１０５は、撮像領域２００にＸ方向、Ｙ方向、Ｚ方向の傾斜磁場を印加する。

静磁場発生装置１０１の形状を、図２の斜視図、図３の正面図、図４の断面図を用いて説明する。静磁場発生装置１０１は、被検体１０２を挟んで上側と下側にそれぞれ配置される磁極２０１、２０２と、それらを接続する柱状の継鉄２０３と、磁場発生源２０４とを有している。磁極２０１、２０２は、強磁性材料により形成されている。磁場発生源２０４としては、図２では常電導コイルを用いた場合を示しているが、常電導コイルに限らず超電導コイルや永久磁石を用いることができる。磁場発生源２０４として常電導コイルまたは超電導コイルを用いる場合には、継鉄２０３は強磁性材料により形成し、磁場発生源２０４として永久磁石を用いる場合には、継鉄２０３そのものを永久磁石により形成し、継鉄２０３と磁場発生源２０４とを兼用させる。なお、磁場発生源２０４として、超電導コイルを用いる場合には、継鉄２０３と超電導コイルを取り囲むようにクライオ容器を配置する。

上下の磁極２０１、２０２の外形は、図２に示したように体軸（Ｚ軸）方向の幅Ｌが、体幅（Ｘ軸）方向の幅Ｗよりも小さい形状であり、しかもその断面（ＹＺ面）形状は、図４に示すように、被検体１０２に近づくにつれて幅Ｌが徐々に小さくなる形状（ここでは三角形）である。すなわち、磁極２０１、２０２は、三角柱を水平に配置した形状になっている。これにより、磁極２０１、２０２の被検体１０２に最も近い先端部は、体軸（Ｚ軸）方向に厚みを持たないため開放性が高く、図５に示したようにベッド１０３に搭載されて磁極２０１，２０２間に配置される被検体１０２に対して閉所感をほとんど与えない。また、ＭＲＩ装置で撮像しながら手術を行う用途においても、手術者の被検体１０２へのアクセスが容易になる。また、磁極２０１、２０２の先端には、体軸方向には先鋭で、体幅方向には均一磁場を生成するために磁極板（ポールピース）２０５が配置されている。

静磁場発生装置１０１が形成する均一磁場空間（撮像領域２００）の形状は、図１、図３および図４に示したように、体軸方向に薄い扁平な形状である。すなわち、ＹＺ面の断面形状はＺ方向の径が小さい楕円形であって、ＸＹ面の断面形状はほぼ円形であり、その直径が被検体１０２の幅よりも大きい。撮像領域２００の磁場強度は、磁極２０１，２０２の形状に起因して先端部に磁束が集中するため、静磁場発生源２０４として永久磁石を用いる方式であっても１．０Ｔに近い均一磁場空間を形成することが容易であり、比較的低コストに高磁場を形成することができる。

傾斜磁場コイル１０５は、図３のようにＸ軸方向の傾斜磁場を発生するＸ軸傾斜磁場コイル１０５ａと、Ｙ軸方向の傾斜磁場を発生するＹ軸傾斜磁場コイル１０５ｂと、Ｚ軸方向の傾斜磁場を発生するＺ軸傾斜磁場コイル１０５ｃとを有する。Ｘ軸傾斜磁場コイル１０５ａは、板状の基材に搭載され、図３，図５に示したように撮像領域２００を挟んで左右に一対配置されている。Ｙ軸傾斜磁場コイル１０５ｂは、静磁場発生装置１０１の傾斜した外形に沿って、撮像領域２００を挟んで上下に一対配置されている。Ｚ軸傾斜磁場コイル１０５ｃは、撮像領域２００を取り囲むリング状であり、Ｘ軸およびＹ軸傾斜磁場コイル１０５ａ、１０５ｂと重なるように配置されている。また、ＸＹＺ軸傾斜磁場コイル１０５ａ、１０５ｂ、１０５ｃは、図５に示したように、磁極２０１，２０２の手前側の傾斜面と、裏側の傾斜面にそれぞれ一組ずつ配置され、撮像領域２００の傾斜磁場の精度を向上させている。

このように、本実施の形態のＭＲＩ装置は、図５に示したように静磁場発生装置１０１の奥行き（Ｚ軸方向）が薄いため、見かけ上はＣＴ（コンピュータ断層撮像）装置のような形状の薄型のＭＲＩ装置となっている。

なお、図１に示したように、ＸＹＺ軸傾斜磁場コイル１０５ａ，１０５ｂ，１０５ｃには、通常のＭＲＩ装置と同様に傾斜磁場電源１０９が接続されている。ＲＦコイル１０４には、高周波電流を供給する高周波電源１０８と、受信したエコー信号を増幅する増幅器１１４が接続されている。高周波電源１０８には、所望の周波数の高周波信号を出力するシンセサイザ１１２が接続され、高周波磁場コイル１０４に受け渡す高周波電流の周波数を制御している。増幅器１１４には、増幅後の信号をＡ／Ｄ変換し検波する受信器１１５が接続されている。受信器１１５が検出したＭＲ信号は、画像処理装置１１８に受け渡され、画像再構成される。再構成した画像は、ディスプレイ１１９に表示される。

傾斜磁場電源１０９、シンセサイザ１１２には、これらの動作を制御するシーケンサ１１６が接続されている。シーケンサ１１６は、内蔵するメモリに予め格納されているプログラムを読み込んで実行することにより、接続されている各部に所定のタイミングで制御信号を出力して動作させ、撮像パルスシーケンスを実行させる。パルスシーケンスのパラメータとなる具体的な撮像条件は、予め設定された条件、または入力部１２１により画像処理装置１１８がオペレータより受け付けた条件が用いられる。

パルスシーケンス実行時の各部の動作について説明する。１つのスライスについての２次元画像を取得する場合には、従来と同様に例えば図６のような撮像パルスシーケンスを用いる。図６に示したパルスシーケンスは、一般的にTrueFISPと呼ばれるグラディエントエコー系のシーケンスであり、高周波磁場パルス６０４を交互に反転させるシーケンスである。

まず、被検体１０２をベッド１０３に搭載し、撮像したいスライスを撮像領域２００内に位置させる。ここでは、撮像視野（ＦＯＶ）をＸＹ平面に一致させる。入力部１２１を介してオペレータにより指定された撮影条件に従い、シーケンサ１１６は、傾斜磁場電源１０９に制御信号を送信し、図６に示したような所定のタイミングで、ＸＹＺ軸傾斜磁場コイル１０５ａ、１０５ｂ、１０５ｃからＸＹＺ方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを発生させる。傾斜磁場(Ｇｚ)６０１はスライス面決定の傾斜磁場であり、傾斜磁場(Ｇｙ)６０２は位相エンコード傾斜磁場であり、傾斜磁場(Ｇｘ)６０３は読み出し傾斜磁場である。また、これら傾斜磁場６０１、６０２、６０３による磁化の乱れを補償する補償傾斜磁場６０６、６０７、６０８等を印加する。

シーケンサ１１６は、シンセサイザ１１２に命令を送信して所定の高周波電流波形を高周波磁場コイル１０４に受け渡すことにより、スライス決定の傾斜磁場６０１と同じタイミングで高周波磁場パルス（ＲＦパルス）６０４を発生させ、被検体１０２に印加する。被検体１０２から発生したＭＲ信号６０５は、高周波磁場コイル１０４により受信される。このシーケンスを位相エンコード傾斜磁場６０２の大きさを変化させながら、画像再構成に必要な所定数（例えば２５６個）のデータが得られるまで所定の時間ＴＲで繰り返す。

高周波磁場コイル１０４で受信されたＭＲ信号６０５は、増幅器１１４で増幅され、受信器１１５でＡ／Ｄ変換と検波が行われる。検波されたＭＲ信号６０５は、画像処理装置１１８に送られて画像再構成処理が適用される。画像再構成等の結果はディスプレイ１１９に表示される。

つぎに、被検体１０２の複数のスライスを連続して撮像する場合のパルスシーケンスについて説明する。本実施の形態では、ベッド１０３を一定速度で連続して移動させながら、所望の複数スライスを順次撮像していく。すなわち、１スライスにつき所定数（例えば２５６個）のデータが得られたならば、次のスライスにつきデータを所定数取得するという手順を繰り返すことにより複数のスライスを連続して撮像する。ベッド１０３を一定速度で連続して移動させる手法を用いることにより、スライス毎にベッド１０３を停止させる手法と比較して、ベッド１０３をスライス毎に停止させ位置合わせする時間が不要であるため、短時間で複数スライスのデータを取得することができる。

本実施の形態のようにベッド１０３を連続して移動させる方法では、１スライスについて所定数のデータを取得している最中にもベッド１０３は一定速度で移動するため、撮影中のスライスが、所定数のデータが取得されるまで撮像領域２００の外に出ないように、ベッド１０３の移動速度を設定する必要がある。すなわち、撮像領域２００のＺ方向の径をベッド１０３が移動するのに要する時間が、所定数のデータ取得時間＝繰り返し時間ＴＲ×繰り返し数(データ数）より大きくなるようにベッドの移動速度を設定する。

ＲＦパルス６０４によって励起されるスライスは、傾斜磁場ＧｚとＲＦパルス６０４の周波数によって決定されるが、ベッド１０３の移動により撮像スライスが撮像領域２００を移動するため、撮像スライスに印加される傾斜磁場Ｇｚの大きさがその印加時点でスライスが存在する位置によって異なる。そこで、位相エンコード毎に、その時点で撮像すべきスライスに印加されている傾斜磁場Ｇｚの大きさに応じて、図７に示したように高周波磁場パルス６０４の周波数を毎回Δωづつ変更し、最終位相エンコードまで常に同一のスライスが励起されるようにコントロールする。

具体的な周波数Δωは、次のように定める。すなわち、１繰り返し時間ＴＲ間にベッド１０３が移動するＺ方向の距離をΔＺとし、Ｚ方向の傾斜磁場強度の傾斜値をΔＧｚ（ｍＴ／ｍ）、磁気回転比をγとした場合、Δωは、
Δω＝γΔＧｚ×ΔＺ
により決定される。

これにより、ベッド１０３を移動させながら１枚のスライスを継続して励起できるため、画像再構成に必要なデータを連続的に取得することができる。これを所定数のスライスについて繰り返すことにより、短時間で複数のスライス像を連続して得ることができる。

例えば、ベッド１０３の移動速度を、１ｃｍ／秒であるとし、図６に示したシーケンスにより、２５６位相エンコードを用いて１枚分の画像データを取得する場合、ＴＲ５ｍｓとすると１．２８秒で撮像が完了する。全身を撮像することを考えた場合、２０００ｍｍの領域をスライス厚１０ｍｍで撮像すると、全体で２００×１．２８秒＝２５６秒＝４分１６秒で撮像が完了する。一方、ベッド１０３の移動速度を２倍の２ｃｍ／秒とすると、スライス厚５ｍｍで全身を同じ４分１６秒で撮像でき、スライス厚１０ｍｍであれば半分の２分８秒で撮像できる。

つぎに、本発明の別の実施の形態の静磁場発生装置８０１を図８〜図１０を用いて説明する。静磁場発生装置８０１は、磁極２０１，２０２の被検体１０１に対向する部分が、Ｚ方向に幅を有し、面になっており、断面形状が台形になっている。これ以外の部分の形状は、図１〜図５の静磁場発生装置１０１と同じである。すなわち、磁極２０１，２０２は、体軸（Ｚ軸）方向の最大幅Ｌは、体幅（Ｘ軸）方向の幅Ｗよりも小さく、しかも、体軸方向の幅Ｌは、被検体１０２に近い部分ほど徐々に小さくなる形状である。静磁場発生装置８０１を用いることにより、高い開放性を維持しながら、図９に示したように撮像領域２００のＺ方向の径を広げることができる。

静磁場発生装置８０１は、撮像領域２００のＺ方向の径が広いため、ベッド１０３の移動速度を速くしても、１スライスのデータ取得完了までそのスライスが撮像領域２００の中にとどまる。このため静磁場発生装置１０１を用いることにより、ベッド１０３の移動速度を速くすることが可能であり、撮像時間を短縮することができるという効果が得られる。

また、本実施の形態のＭＲＩ装置で行う撮像パルスシーケンスは、上述した図６のシーケンスに限定されるものではなく、別の撮像パルスシーケンスで撮像することもできる。図１１および図１２を用いて説明する。この撮像パルスシーケンスは、ｋ空間の計測軌跡が図１１に示したようにスパイラル状になる撮像方法である。すなわち、図１１の計測軌跡は、縦軸が時間軸ｋ、横軸がｋ空間におけるＸ方向、Ｙ方向をそれぞれ示しており、ｋ空間の原点からｋ空間をスパイラル状に計測することにより、１枚の断層像をデータを取得する。このようにスパイラル状に計測することにより１枚の断層像を短時間に撮像することができる。図１２に、図１１の計測軌跡を得るための具体的な撮像パルスシーケンスを示す。ＲＦパルス１２１およびＺ方向傾斜磁場１２２により撮像すべきスライスを励起したのち、位相エンコード方向傾斜磁場（Ｇｙ）および読み出し方向傾斜磁場（Ｇｘ）をそれぞれt×sin(nt)、t×cos(nt)で波形で振動させながら印加する。ここでｎは、計測の速度に応じて設定した任意の値である。このような撮像パルスシーケンスにおいてベッド１０３が一定速度で移動しているため、RFパルス１２１で励起されたスライスが移動し、図１１のような時間軸方向に引き延ばされたスパイラル状の計測軌跡となるが、データが取得されているスライスは同一スライスである。得られたデータにより、当該スライスの断面像を再構成することができる。また、図１２の撮像パルスシーケンスを順次隣接するスライスに対して適用していくことにより、多スライスについて情報を得ることが可能である。

本実施の形態のＭＲＩ装置で行うことのできるさらに別の撮像パルスシーケンスを図１３を用いて説明する。この撮像方法は、ラジアル計測を図１３のようにｋ空間のZ軸方向にずらしながら連続的に行うことにより、kx,ky,kzの各方向の３次元データを取得する。ここでいうラジアル計測とは、プロジェクションタイプの計測において、投影角度を毎回わずかづつ変更しながら３６０度以上計測することにより、ｋ空間における計測軌跡がｋ空間の原点を中心に放射状になるように計測する方法である。kz軸方向に計測軌跡をずらす動作は、計測中にベッド１０３を連続的に移動させることによって実現する。図１３のように、３６０度以上の回転（図１３では４回転）でのラジアル計測を実施し、計測軌跡からはずれている位置のデータをそれに隣接する計測軌跡上のデータから補間演算により得ることができる。これにより、ｋ空間の３次元データを得ることができるため、被検体１０２の任意の位置の断面像や、３次元画像を再構成することができる。

上述してきた実施の形態のように、本発明によれば、高い開放性を持つ静磁場発生源を用いるＭＲＩ装置を提供することができ、これを用いて被検体の任意の位置の断面像や３次元画像を取得することができる。

上述してきた実施の形態では、上下に対向する磁極２０１、２０２の形状が同じ形状で対称に配置されている場合について説明したが、本発明は上記構成に限定されるものではなく、上側の磁極２０１と下側の磁極２０２の形状が異なり、非対称であってもよい。例えば、一方の磁極は、上述の図２ならびに図８のように体軸方向に幅の狭い構成とし、他方の磁極は、従来のように円盤状にすることができる。この場合、体軸方向に幅の狭い磁極は、被検体の視野に入る上側の磁極２０１として用いることが望ましい。被検体の視野に入らない下側の磁極２０１は、円盤状であってもよい。このように上側の磁極２０１のみを体軸方向にｈばの狭い構造にした場合であっても、被検体に対して開放感を与えることができ、また、操作者や術者が被検体の上方からのアクセスも容易であるという効果が得られる。

本実施の形態のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。 図１のＭＲＩ装置の静磁場発生装置１０１の斜視図。 図２の静磁場発生装置１０１のＺ方向の正面図。 図２の静磁場発生装置１０１の断面図。 図２の静磁場発生装置１０１にベッド１０３と傾斜磁場コイル１０５を配置した斜視図。 本実施の形態のＭＲＩ装置で行う撮像パルスシーケンスを示す説明図。 図６の撮像パルスシーケンスにおいて各スライスの位相エンコード毎にＲＦパルスの周波数をΔω変更することを示すグラフ。 本実施の形態のＭＲＩ装置に用いることのできる別の静磁場発生装置８０１の斜視図。 図８の静磁場発生装置８０１の断面と撮像領域２００とを示す説明図。 図８の静磁場発生装置にベッド１０３を配置した斜視図。 本実施の形態のＭＲＩ装置で行うことのできる別の撮像パルシーケンスのｋ空間の計測軌跡を示すグラフ。 図１１の撮像パルシーケンスを示す説明図。 本実施の形態のＭＲＩ装置で行うことのできるさらに別の撮像パルシーケンスのｋ空間の計測軌跡を示すグラフ。 従来のＭＲＩ装置用円筒型磁石を示す斜視図。 従来のＭＲＩ装置用垂直方向対向型磁石を示す斜視図。 従来のＭＲＩ装置用水平方向対向型磁石を示す斜視図。 従来のＭＲＩ装置用平板状磁場発生源と撮像領域１４を示す斜視図。

符号の説明

１０１・・・静磁場発生装置、１０２・・・被検体、１０３・・・ベッド、１０４・・・高周波磁場(RF)コイル、１０５・・・傾斜磁場コイル、１０５ａ・・・Ｘ軸傾斜磁場コイル、１０５ｂ・・・Ｙ軸傾斜磁場コイル、１０５ｃ・・・Ｚ軸傾斜磁場コイル、１０８・・・高周波電源、１０９・・・傾斜磁場電源、１１２・・・シンセサイザ、１１４・・・増幅器、１１５・・・受信器、１１６・・・シーケンサ、１１８・・・画像処理装置、１１９・・・ディスプレイ、１２１・・・入力部、２００・・・撮像領域、２０１、２０２・・・磁極、２０３・・・継鉄、２０４・・・磁場発生源、８０１・・・静磁場発生装置。

Claims (7)

1. 被検体が配置される撮像領域に静磁場を発生する静磁場発生装置を有し、
   前記静磁場発生装置は、前記撮像領域を挟んで配置される一対の磁極を備え、前記一対の磁極の少なくとも一方は、静磁場方向と直交する２方向のうち第１の方向の幅が、第２の方向の幅よりも小さい磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記磁極の先端の前記第２の方向の両脇には、前記第１の方向に均一磁場を生成するために磁極板が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。
2. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記一対の磁極はいずれも、前記第１の方向の幅が、前記撮像領域の中心に近づくにつれ徐々に小さくなる形状であ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または２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記一対の磁極は上下に対向して配置され、少なくとも上側磁極は、前記第１の方向の幅が前記第２の方向の幅より小さいことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像領域に傾斜磁場を印加するための傾斜磁場発生源を有し、前記傾斜磁場発生源は、三方向について傾斜磁場を発生する３つの傾斜磁場コイルを有し、該傾斜磁場コイルのうちの１つは、前記撮像領域を取り囲むように配置され、その一部は前記一対の磁極の側面に沿って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。
5. 請求項１乃至３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像領域に所定の方向の傾斜磁場を印加するための傾斜磁場発生源と、前記被検体に高周波磁場パルスを印加するための高周波コイルと、前記撮像領域において前記被検体を前記第１の方向に移動させる駆動機能付きベッドと、前記傾斜磁場発生源と前記高周波コイルと前記駆動機能付きベッドとを制御して所定の撮像パルスシーケンスを実行する制御部とを有し、
   前記制御部は、前記第１の方向の前記傾斜磁場と高周波磁場パルスを印加することにより前記被検体の所定スライスの磁化を励起し、磁気共鳴信号を取得する動作を該所定スライスから所定数のデータが得られるまで繰り返すパルスシーケンスを、前記被検体を前記第１の方向に連続的に移動させながら行うと共に、前記高周波磁場パルスを印加するごとにその周波数を前記傾斜磁場の傾斜に応じて変化させることにより、連続的に移動している前記被検体の同一のスライスを励起することを特徴する磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項１乃至３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像領域に所定の方向の傾斜磁場を印加するための傾斜磁場発生源と、前記被検体に高周波磁場パルスを印加するための高周波コイルと、前記撮像領域において前記被検体を前記第１の方向に移動させる駆動機能付きベッドと、前記傾斜磁場発生源と前記高周波コイルと前記駆動機能付きベッドとを制御して所定の撮像パルスシーケンスを実行する制御部とを有し、
   前記制御部は、前記被検体を連続的に前記第１の方向に移動させながら、ｋ空間における計測軌跡がスパイラル状になるように計測を実施し、得られたデータから所望の断層像を得ることを特徴する磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項１乃至３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像領域に所定の方向の傾斜磁場を印加するための傾斜磁場発生源と、前記被検体に高周波磁場パルスを印加するための高周波コイルと、前記撮像領域において前記被検体を前記第１の方向に移動させる駆動機能付きベッドと、前記傾斜磁場発生源と前記高周波コイルと前記駆動機能付きベッドとを制御して所定の撮像パルスシーケンスを実行する制御部とを有し、
   前記制御部は、前記被検体を連続的に前記第１の方向に移動させながら、３６０度以上のラジアル計測を実施した後、得られたデータを補間することにより、任意の位置の断層像を得ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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