JP6091839B2

JP6091839B2 - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP6091839B2
Application number: JP2012231930A
Authority: JP
Inventors: 創熊巳; 毅人川上
Original assignee: Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2012-10-19
Filing date: 2012-10-19
Publication date: 2017-03-08
Anticipated expiration: 2032-10-19
Also published as: JP2014083086A

Description

本発明の一態様としての実施形態は、被検体の画像を生成する磁気共鳴イメージング装置に関する。

ＭＲＩは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波（ＲＦ：ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）パルスで磁気的に励起し、この励起に伴って発生する核磁気共鳴信号から画像を再構成する撮像法である。ＭＲＩによる撮像では、ＲＦコイルを用いて、核磁気共鳴を起こすためのＲＦパルスを撮像部位に送信する。ＲＦパルスの共鳴周波数は、ＭＲＩ装置の静磁場強度に比例し、例えば１.５テスラの静磁場の場合、共鳴周波数は６３.８ＭＨｚである。

ＭＲＩ装置は、撮像時において傾斜磁場コイルがローレンツ力により振動し、騒音が発生する。傾斜磁場コイルからの騒音は主に周期性のある音であり、患者に長時間に亘って不快感を与える。

騒音低減方法としては、傾斜磁場コイルの周りを真空状態にして、空気伝搬を低減する技術が開示されている（例えば、特許文献１参照）。

騒音低減方法としてはまた、傾斜磁場コイルから固体伝搬で伝搬された音を、弾性部材により低減する技術が開示されている（例えば、特許文献２参照）。

特開昭６３−２４６１４６号公報特開平１０−１１８０４３号公報

しかしながら、傾斜磁場コイルの周りを真空状態する従来技術では、真空ポンプと真空容器が必要であり、構造が複雑化する。

また、弾性部材により低減する従来技術では、騒音の低減効果が十分に得られない。

本実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、上述した課題を解決するために、被検体が進退されるボアを形成するボアチューブの外側に配置される静磁場磁石と、前記ボアチューブの外側で、前記静磁場磁石の内側に配置され、非周期振動を行なう傾斜磁場コイルと、前記傾斜磁場コイルの内側に配置される振動発生器と、を備える。

本実施形態のＭＲＩ装置のハードウェア構成を示す概略図。第１の振動発生器の配置例を示す図。第２の振動発生器の配置例を示す図。第３の振動発生器の配置例を示す図。第４の振動発生器の配置例を示す図。

本実施形態の磁気共鳴イメージング装置について、添付図面を参照して説明する。

図１は、本実施形態のＭＲＩ装置のハードウェア構成を示す概略図である。

図１は、被検体（患者）Ｐの撮像を行なう本実施形態のＭＲＩ装置１０を示す。このＭＲＩ装置１０は、大きくは、撮像システム１１と制御システム１２とから構成される。

撮像システム１１は、静磁場磁石２１、傾斜磁場コイル２２、傾斜磁場電源装置２３、寝台２４、寝台制御部２５、送信コイル２６、送信部２７、受信コイル２８ａ〜２８ｅ、受信部２９、シーケンサ（シーケンスコントローラ）３０、及び振動発生器３１〜３１Ｃ（図２〜図５に図示）を備える。

静磁場磁石２１は、患者Ｐが進退される内部空間（ボア）を形成するボアチューブＢＴの外側に配置される。静磁場磁石２１は、図示しない架台の最外部に中空の円筒形状に形成されており、ボアに一様な静磁場を発生する。静磁場磁石２１としては、例えば永久磁石及び超伝導磁石等が使用される。

傾斜磁場コイル２２は、ボアチューブＢＴの外側で、静磁場磁石２１の内側に配置される。傾斜磁場コイル２２は、中空の円筒形状に形成される。傾斜磁場コイル２２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸にそれぞれ対応するＸｃｈコイル、Ｙｃｈコイル、及びＺｃｈコイル（図２に図示）が組み合わされて形成されている。３つのコイルは、後述する傾斜磁場電源装置２３から個別に電流供給を受けて、Ｘ，Ｙ，Ｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。なお、Ｚ軸方向は、静磁場と同方向とする。

ここで、傾斜磁場コイル２２によって発生するＸ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、リードアウト用傾斜磁場Ｇｒ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅおよびスライス選択用傾斜磁場Ｇｓにそれぞれ対応している。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じてＮＭＲ（ｎｕｃｌｅａｒｍａｇｎｅｔｉｃｒｅｓｏｎａｎｃｅ）信号の周波数を変化させるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅは、空間的位置に応じてＮＭＲ信号の位相を変化させるために利用される。スライス選択用傾斜磁場Ｇｓは、任意に撮像断面を決めるために利用される。

傾斜磁場電源装置２３は、シーケンサ３０から送られるパルスシーケンス実行データに基づいて、傾斜磁場コイル２２に電流を供給する。

寝台２４は、被検体Ｐが載置される天板２４ａを備えている。寝台２４は、後述する寝台制御部２５による制御のもと、天板２４ａを、被検体Ｐが載置された状態で傾斜磁場コイル２２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、この寝台２４は、長手方向が静磁場磁石２１の中心軸と平行になるように設置される。

寝台制御部２５は、シーケンサ３０による制御のもと、寝台２４を駆動して、天板２４ａを長手方向および上下方向へ移動する。

送信コイル２６は、傾斜磁場コイル２２の内側に配置されており、送信部２７からＲＦ（高周波）パルスの供給を受けて、ＲＦ磁場を発生する。

送信部２７は、シーケンサ３０から送られるパルスシーケンス実行データに基づいて、ラーモア周波数に対応するＲＦパルスを送信コイル２６に送信する。送信部２７の構成については後述する。

受信コイル２８ａ〜２８ｅは、傾斜磁場コイル２２の内側に配置されており、ＲＦ磁場の影響によって被検体Ｐから放射されるＮＭＲ信号を受信する。ここで、受信コイル２８ａ〜２８ｅは、それぞれ、被検体Ｐから発せられた磁気共鳴信号をそれぞれ受信する複数の要素コイルを有するアレイコイルであり、各要素コイルによってＮＭＲ信号が受信されると、受信されたＮＭＲ信号を受信部２９へ出力する。

受信コイル２８ａは、被検体Ｐの頭部に装着される頭部用のコイルである。また、受信コイル２８ｂ，２８ｃは、それぞれ、被検体Ｐの背中と天板２４ａとの間に配置される脊椎用のコイルである。また、受信コイル２８ｄ，２８ｅは、それぞれ、被検体Ｐの腹側に装着される腹部用のコイルである。また、ＭＲＩ装置１０は、送受信兼用のコイルを備えてもよい。

受信部２９は、シーケンサ３０から送られるパルスシーケンス実行データに基づいて、受信コイル２８ａ〜２８ｅから出力されるＮＭＲ信号に基づいてＮＭＲ信号データを生成する。また、受信部２９は、ＮＭＲ信号データを生成すると、そのＮＭＲ信号データをシーケンサ３０を介して制御システム１２に送信する。

なお、受信部２９は、受信コイル２８ａ〜２８ｅが有する複数の要素コイルから出力されるＮＭＲ信号を受信するための複数の受信チャンネルを有している。そして、受信部２９は、撮像に用いる要素コイルが制御システム１２から通知された場合には、通知された要素コイルから出力されたＮＭＲ信号が受信されるように、通知された要素コイルに対して受信チャンネルを割り当てる。

シーケンサ３０は、傾斜磁場電源装置２３、寝台制御部２５、送信部２７、受信部２９、及び制御システム１２と接続される。シーケンサ３０は、図示しないプロセッサ、例えばＣＰＵ（ｃｅｎｔｒａｌｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇｕｎｉｔ）及びメモリを備えており、傾斜磁場電源装置２３、寝台制御部２５、送信部２７、及び受信部２９を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源装置２３に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する。

また、シーケンサ３０は、記憶した所定のシーケンスに従って寝台制御部２５を駆動させることによって、天板２４ａを架台に対してＺ方向に進退させる。さらに、シーケンサ３０は、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源装置２３、送信部２７、及び受信部２９を駆動させることによって、架台内にＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚ及びＲＦ信号を発生させる。

制御システム１２は、ＭＲＩ装置１０の全体制御や、データ収集、画像再構成等を行なう。制御システム１２は、インターフェース部３２、データ収集部３３、データ処理部３４、記憶部３５、表示部３６、入力部３７、及び制御部３８を有する。

インターフェース部３２は、シーケンサ３０を介して撮像システム１１の傾斜磁場電源装置２３、寝台制御部２５、送信部２７、及び受信部２９に接続されており、これらの接続された各部と制御システム１２との間で授受される信号の入出力を制御する。

データ収集部３３は、インターフェース部３２を介して、受信部２９から送信されるＮＭＲ信号データを収集する。データ収集部３３は、ＮＭＲ信号データを収集すると、収集したＮＭＲ信号データを記憶部３５に記憶させる。

データ処理部３４は、記憶部３５に記憶されているＮＭＲ信号データに対して、後処理すなわちフーリエ変換等の再構成処理を施すことによって、被検体Ｐ内における所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを生成する。また、データ処理部３４は、位置決め画像の撮像が行なわれる場合には、受信コイル２８ａ〜２８ｅが有する複数の要素コイルそれぞれによって受信されたＮＭＲ信号に基づいて、要素コイルの配列方向におけるＮＭＲ信号の分布を示すプロファイルデータを要素コイルごとに生成する。そして、データ処理部３４は、生成した各種データを記憶部３５に格納する。

記憶部３５は、データ収集部３３によって収集されたＮＭＲ信号データと、データ処理部３４によって生成された画像データ等を、被検体Ｐ毎に記憶する。

表示部３６は、データ処理部３４によって生成されたスペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を表示する。表示部３６としては、液晶表示器等の表示デバイスを利用可能である。

入力部３７は、操作者から各種操作や情報入力を受け付ける。入力部３７としては、マウスやトラックボール等のポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に利用可能である。

制御部３８は、図示していないＣＰＵ（ｃｅｎｔｒａｌｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇｕｎｉｔ）やメモリ等を有し、上述した各部を制御することによってＭＲＩ装置１０を総括的に制御する。

ここで、図２〜図５に示す振動発生器３１〜３１Ｃは、ランダム周期で振動するように構成されている（ランダム振動、非周期振動）。ランダム振動とは、ホワイトノイズ（白色雑音）やピンクノイズ等のように、周波数依存性の少ないランダムノイズの周波数で振動するものをいう。ホワイトノイズとは、不規則に上下に振動する波のことであり、フーリエ変換を行なってパワースペクトルにすると、全ての周波数で同じ強度となる。ピンクノイズとは、パワーが周波数に反比例する雑音のことである。このような振動発生器３１〜３１Ｃとしては、例えば、圧電素子、水晶振動子や駆動コイル等の振動手段を用いることができる。

また、振動発生器３１〜３１Ｃの振動のサンプリング周波数は、撮像法に依存する騒音発生の周波数よりも大きいものとする。例えば、エコープラナー法（ＥＰＩ）の場合に騒音発生の周期が０．４［ｍｓｅｃ．］である場合、振動発生器３１〜３１Ｃの振動のサンプリング周期は、０．４［ｍｓｅｃ．］以下とされる。

なお、振動発生器３１〜３１Ｃは、静磁場によるローレンツ力を受けにくくするように、銅やアルミ等の非磁性体金属で形成することが望ましい。

図２は、第１の振動発生器３１の配置例を示す断面図（Ｘ−Ｚ断面図及びＸ−Ｙ断面図）である。なお、図２は、本課題を解決する手段として不要な送信コイル２６等の構成要素についての図示を省略する。

図２は、ボアチューブＢＴと、ボアチューブＢＴの外側で、静磁場磁石２１（図１に図示）の内側に配置される傾斜磁場コイル２２とを示す。

図２に示すように、第１の振動発生器３１は、ボアチューブＢＴに装着される。振動発生器３１は、Ｚ軸方向を軸心とする円筒形状を有し、ボアチューブＢＴの外側に装着される。なお、振動発生器３１は、ボアチューブＢＴを振動させるためにボアチューブＢＴに装着されるものであるので、図２に記載のような構成に限定されるものではない。

図２に示す構成において撮像時に振動発生器３１を介してボアチューブＢＴをランダム振動させると、傾斜磁場コイル２２から生じた騒音をボアチューブＢＴの振動によりランダムノイズ等のノイズに変換することができる。よって、簡易な構成で、撮像対象の患者Ｐに対する騒音を低減できる。

図３は、第２の振動発生器３１Ａの配置例を示す図（Ｘ−Ｚ断面図及びＸ−Ｙ断面図）である。なお、図３は、本課題を解決する手段として不要な送信コイル２６等の構成要素についての図示を省略する。

図３は、ボアチューブＢＴと、ボアチューブＢＴの外側で、静磁場磁石２１（図１に図示）の内側に配置される傾斜磁場コイル２２とを示す。

図３に示すように、第２の振動発生器３１Ａは、傾斜磁場コイル２２とボアチューブＢＴとの接続部（図示しない）に装着される。振動発生器３１Ａは、Ｚ軸方向を軸心とする円筒形状を有し、傾斜磁場コイル２２とボアチューブＢＴとの接続部に装着される。なお、振動発生器３１Ａは、接続部を振動させるために接続部に装着されるものであるので、図３に記載のような構成に限定されるものではない。

図３に示す構成において撮像時に振動発生器３１Ａを介して接続部をランダム振動させると、傾斜磁場コイル２２から生じた騒音を接続部でランダムノイズ等のノイズに変換することができる。よって、簡易な構成で、撮像対象の患者Ｐに対する騒音を低減できる。

図４は、第３の振動発生器３１Ｂの配置例を示す図（Ｘ−Ｚ断面図及びＸ−Ｙ断面図）である。なお、図４は、本課題を解決する手段として不要な送信コイル２６等の構成要素についての図示を省略する。

図４は、ボアチューブＢＴと、ボアチューブＢＴの外側で、静磁場磁石２１（図１に図示）の内側に配置される傾斜磁場コイル２２とを示す。

図４に示すように、ボアチューブＢＴの内側にＺ軸方向を軸心とする円筒形状を有する予備ボアチューブＳＴを設け、第３の振動発生器３１Ｂは、予備ボアチューブＳＴに装着される。振動発生器３１Ｂは、Ｚ軸方向を軸心とする円筒形状を有し、予備ボアチューブＳＴの外側に装着される。なお、振動発生器３１Ｂは、予備ボアチューブＳＴを振動させるために予備ボアチューブＳＴに装着されるものであるので、図４に記載のような構成に限定されるものではない。

図４に示す構成において撮像時に振動発生器３１Ｂを介して予備ボアチューブＳＴをランダム振動させると、傾斜磁場コイル２２から生じた騒音を予備ボアチューブＳＴの振動によりランダムノイズ等のノイズに変換することができる。よって、簡易な構成で、撮像対象の患者Ｐに対する騒音を低減できる。

図５は、第４の振動発生器３１Ｃの配置例を示す図（Ｘ−Ｚ断面図及びＸ−Ｙ断面図）である。なお、図５は、本課題を解決する手段として不要な送信コイル２６等の構成要素についての図示を省略する。

図５は、ボアチューブＢＴと、ボアチューブＢＴの外側で、静磁場磁石２１（図１に図示）の内側に配置される傾斜磁場コイル２２とを示す。

図５に示すように、第４の振動発生器３１Ｃは、ボアチューブＢＴによって支持され、ボアチューブＢＴによって形成されるボアＢに配置される。振動発生器３１Ｃは、傾斜磁場コイル２２の振動が伝わりやすい位置に配置されることが望ましい。

図５に示す構成において撮像時に振動発生器３１Ｃをランダム振動させると、傾斜磁場コイル２２から生じた騒音を振動発生器３１Ｃでランダムノイズ等のノイズに変換することができる。よって、簡易な構成で、撮像対象の患者Ｐに対する騒音を低減できる。

また、ＭＲＩ装置１０が、天板２４ａ上の患者Ｐの音声を拾って検査者に伝えるマイク（図示しない）を備える場合、制御部３８は、受信した音声データを含むホワイトノイズをフーリエ変換し、（患者Ｐの声が聞こえるように）人間の音声の周波数帯以外をフィルタリング除去した後、逆フーリエ変換して患者Ｐの音声として出力してもよい。これにより、変換されたホワイトノイズ自体を除去することができ、元々の騒音を低減することもできる。

以上、本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で種々の省略、置き換え、変更を行なうことができる。これらの実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。

１０磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置
１１撮像システム
１２制御システム
２１静磁場磁石
２２傾斜磁場コイル
２４ａ天板
３１〜３１Ｃ振動発生器
ＢＴボアチューブ
ＳＴ予備ボアチューブ

Claims

被検体が進退されるボアを形成するボアチューブの外側に配置される静磁場磁石と、
前記ボアチューブの外側で、前記静磁場磁石の内側に配置される傾斜磁場コイルと、
前記傾斜磁場コイルの内側に配置され、非周期振動を行なう振動発生器と、
を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
前記振動発生器は、前記ボアチューブを振動させるために前記ボアチューブに装着される請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記ボアチューブは、前記非周期振動によりランダムノイズを発生する請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記ランダムノイズは、ホワイトノイズを含む請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記ランダムノイズは、ピンクノイズを含む請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記振動発生器は、前記傾斜磁場コイルと前記ボアチューブとの接続部に装着される請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記ボアチューブの内側に予備ボアチューブをさらに設け、
前記振動発生器は、前記予備ボアチューブを振動させるために前記予備ボアチューブに装着される請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記振動発生器は、前記ボアチューブによって支持され、前記ボアチューブによって形成されるボアに配置される請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。