JPH08589A

JPH08589A - 磁気共鳴を用いた検査装置

Info

Publication number: JPH08589A
Application number: JP6136843A
Authority: JP
Inventors: Etsuji Yamamoto; 悦治山本; Yukari Onodera; 由香里小野寺; Akira Taniguchi; 陽谷口; Hiroyuki Itagaki; 博幸板垣; Hisaaki Ochi; 久晃越智; Hiroshi Nishimura; 博西村; Hiroyuki Takeuchi; 博幸竹内
Original assignee: Hitachi Ltd; Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Ltd; Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1994-06-20
Filing date: 1994-06-20
Publication date: 1996-01-09

Abstract

(57)【要約】【目的】磁気共鳴検査装置の傾斜磁場の時間変化に伴っ
て検査対象内に発生する誘導電流を局所的に低減する。【構成】局所的に傾斜磁場をシールドする第二の傾斜磁
場コイルを付加し、所定の場所での傾斜磁場を打ち消
す。【効果】所定の場所での傾斜磁場を低減し、それにより
発生する誘導電流を低減することができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴現象を利用した
検査装置（以下、ＭＲＩ装置と略す）において、傾斜磁
場の時間変化に伴って検査対象内に発生する誘導電流
を、局所的に低減する装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】従来、人体の内部構造を非破壊的に検査
する装置として、Ｘ線ＣＴや超音波診断装置が広く利用
されている。さらに近年、磁気共鳴現象を用いて同様の
検査を行うことにより、Ｘ線ＣＴや超音波診断装置では
得られない情報を取得することが可能になってきてい
る。

【０００３】このようなＭＲＩ装置では、検査対象から
の信号を物体各部に対応させて分離・識別する必要があ
る。その方法は、例えば、検査対象に傾斜磁場を印加す
る事で、物体各部に印加された静磁場を互いに異なら
せ、これにより位置情報を得る方法が知られている。こ
の種の装置の基本原理は、例えば、ジャーナル・オブ・
マグネティック・レゾナンス誌、第１８巻（１９７５
年）、第６９頁（J. Magn.Reson.， vol.18， 1975、 p
p.69）に記載されている。

【０００４】このような装置では、通常、傾斜磁場を発
生する傾斜磁場コイルは、静磁場発生用磁石のボア内に
設置され、その中に検査対象が挿入可能な大型のコイル
であった。この場合、発生する傾斜磁場の性能は、強度
１０ｍＴ／ｍ、立ち上がり時間１ｍｓ程度である。この
傾斜磁場コイルを用いると、頭部や胸腹部の広範囲な部
位の撮影を容易に行うことができた。

【０００５】一方、撮影時間を短縮し、脳機能計測を行
ったり、人体の動きによる種々の偽像を低減する試みが
開始されている。例えば、エコープラナー法と呼ばれる
超高速撮影法を用いれば、０.１秒程度で１枚の画像を
取得できる。そのため、脳の活性化部位を高い時間分解
能で観測したり、胸部や腹部などの撮影において動きの
影響を抑えて撮影することが可能になって来つつある。

【０００６】エコープラナーに代表される超高速撮影を
実現するには、高速で変化し、かつ強度の大きな傾斜磁
場を発生させる必要がある。この値は、強度３０ｍＴ／
ｍ、立ち上がり時間２５０μｓ程度であり、それを駆動
するのに必要な電力は、従来の傾斜磁場の場合の約１桁
高い値である。このような傾斜磁場を発生するコイルの
駆動には、数百ｋＷもの大きな電力が必要であった。こ
れを従来タイプの電流増幅器で実現する方法には二通り
ある。

【０００７】１番目の方法は傾斜磁場コイルを小型に
し、駆動電力を低減する方法である。一般に、コイルの
駆動に必要な電力は、傾斜磁場コイルの大きさの５乗に
比例するため、コイルを小型にすることは駆動電力の低
減に極めて大きな効果がある。しかし、この方法の欠点
は、傾斜磁場コイルが小型になるため、検査対象の移動
や撮影部位に制限が生じることである。例えば、頭部専
用の傾斜磁場コイルを用いた場合、腹部を撮影すること
はできない。また、検査対象を傾斜磁場の中心に移動さ
せるには、ベッドに移動機構が必要である。しかし、傾
斜磁場コイルが小さいため、その機構を構成する部品は
小型にする必要があり、十分な強度を確保することが難
しい。

【０００８】そこで最近では、２番目の方法として、電
流増幅器に工夫を凝らし、少ない電力で強力な傾斜磁場
を発生させる技術が開発されつつある。この方法の一つ
の具体例は特開昭59−130114号公報に記載されている。
すなわち、電流増幅器を動作させるために供給する直流
電圧を、傾斜磁場コイルに流れる電流変化率に応じてダ
イナミックに変化させる方法である。

【０００９】一般に、電流変化率はそのインダクタンス
によりほぼ決まり、変化率の大きい区間ほど、電流増幅
器に要求される電圧は大きくなる。従って、通常は最大
の変化率においても規定の電流を駆動できるように、電
流増幅器に供給する電圧を設定する。しかし、これでは
電流を流さない区間では、供給した電圧の大半が電流増
幅器に印加されるため、電流増幅器自身で消費する電力
が大きくなる。そのため電流増幅器を水冷するなどの手
段が必要であった。特開昭59−130114号公報に記載の方
法は、変化率の大きな電流を流す区間だけ、電流増幅器
へ供給する電圧を高くし、それ以外の区間では直流電圧
を低く設定する方式である。これにより、電流増幅器自
身が消費する電力を著しく低減することができる。

【００１０】以上述べた方法により、超高速撮影でも全
身を挿入できる大型の傾斜磁場コイルが利用可能となっ
てきており、それにより検査対象とする領域が拡大され
つつある。

【００１１】

【発明が解決しようとする課題】先述のように、超高速
撮影では傾斜磁場に要求される性能は著しく高い。その
ため、傾斜磁場のスイッチングにより検査対象内に誘導
電流が流れ、好ましくない状態が生じる場合があった。
特に、検査対象が人体である場合には、人体全体に渡っ
て傾斜磁場が印加され、誘導電流により不快感が生じた
り、場合によっては心臓や胎児に悪い影響を及ぼすこと
が考えられる。勿論、放射線とは異なり非電離性の低い
エネルギを用いるため、人体への影響は極めて小さいと
されているが、それでも部位によっては誘導電流を極力
抑えることが強く望まれていた。

【００１２】本発明の目的は、第一の傾斜磁場コイルが
発生する傾斜磁場を、局所的に低減することにある。

【００１３】

【課題を解決するための手段】本発明は、ＭＲＩ検査装
置の傾斜磁場を局所的にシールドする第２の傾斜磁場コ
イルを設け、傾斜磁場の時間変化に伴って発生する被検
査体の誘導電流の発生を局所的に低減する構成としたも
のである。

【００１４】

【作用】本発明の構成によれば、撮影対象とする領域以
外の特定領域の傾斜磁場を低減でき、人体への不快感な
どの悪影響を緩和することができる。

【００１５】

【実施例】図２に本発明が適用されるＭＲＩ装置の一般
的なブロック図を示す。図において、１は制御部、２は
高周波パルス発生器、３は高周波電力増幅器、４は検査
対象１２から生じる信号を検出すると共に、高周波磁場
を発生するコイル、５は信号検出系、６はＡ／Ｄ変換
器、７は信号処理装置、８は表示装置を示している。な
お、図において、コイルはその中心を通るｙｚ平面と交
差する断面の形状を模式的に示している。以下、特に断
わらない限り、この表記法を用いることとする。９は直
交する三つの方向の傾斜磁場を発生するコイル、１０は
コイルを駆動する電流増幅器を示している。１１は検査
対象１２に均一な静磁場を発生する磁石であり、静磁場
の方向はｚ方向とする。制御装置１は各装置に種々の命
令を一定のタイミングで出力する機能を有するものであ
る。高周波パルス発生器２の出力は、高周波電力増幅器
３で増幅され、コイル４を励起する。コイル４で受信さ
れた信号は、信号検出系５を通り、Ａ／Ｄ変換器６でＡ
／Ｄ変換された後、信号処理装置７で画像に変換され、
表示装置８で表示される。検査対象である人体１２は、
ベッド１３上に載置され、ベッド１３は支持台１４上を
移動可能なように構成されている。

【００１６】次に、図３を用いて従来装置の一例を説明
する。従来法の撮影では、静磁場発生用磁石１１のボア
内に大型の傾斜磁場コイル２１を設置していた。この傾
斜磁場コイルを用いると、頭部や胸腹部の広範囲な領域
の撮影を容易に行うことができた。しかし、それと同時
に、撮影対象とする部位以外にも傾斜磁場が印加されて
いた。例えば、検査対象１２の頭部を撮影する場合を考
える。頭部は静磁場の均一度が最も良い場所、通常は静
磁場発生用磁石１１の中央に置かれる。傾斜磁場発生用
コイル２１の幾何学的構造の中心は、この磁石の中央に
一致している。この時、傾斜磁場コイル２１の発生する
傾斜磁場は、頭部領域を越えて腹部領域にまで広がる。
このような特性は、１度に複数の断面を撮影するマルチ
スライス撮影において必須である。そのため、心臓ある
いは妊婦の場合には胎児に対しても傾斜磁場が印加さ
れ、好ましいことではなかった。この傾斜磁場の影響
は、撮影中に傾斜磁場が変化し、それにより検査対象内
に誘導電流が生じるためであることが知られている。

【００１７】図１は本発明の一実施例を示す説明図であ
る。先に述べた撮影部位以外の特定部位への傾斜磁場の
印加を低減し、傾斜磁場の悪影響を抑えるものである。
図１において、第一の大型の傾斜磁場コイル２１の他
に、電流増幅器２３で駆動される小型の第二の傾斜磁場
コイル２２が設置されている。第二の傾斜磁場コイル２
２は、第一の傾斜磁場コイル２１が発生した磁場を、検
査対象内の特定部位においてのみ打ち消すように動作す
る。傾斜磁場が打ち消されれば、傾斜磁場の変化により
生じる誘導電流も発生しないからである。

【００１８】この様子を図４を用いて詳しく説明する。
図４（ａ）は第一の傾斜磁場コイル２１により発生す
る、ｚ軸上の傾斜磁場の分布を示す。今、特定の場所２
４において、磁場強度Ｈｇを減少させることを考える。
そのために、図４（ｂ）に示すように、第一の傾斜磁場
コイル２１が発生する磁場とは逆極性の磁場（−Ｈｇ）
を発生させる。両者の合成磁場分布を図４（ｃ）に示
す。場所２４において、互いに極性の異なる二つの磁場
が合成された結果、最初の磁場強度に比べて著しく小さ
くなっていることが分かる。ここで、実際に撮影する領
域は傾斜磁場コイル２１の中心近傍２５であり、第二の
傾斜磁場の影響は無視できる。

【００１９】図５にこのような傾斜磁場を発生するため
のコイルの構成法を示す。傾斜磁場はｚ方向に発生させ
るものとする。第一の傾斜磁場は円線輪コイル２１-１
と２１-２により発生させ、第二の傾斜磁場は円線輪コ
イル２２-１と２２-２により発生させる。図中、矢印
はコイルに流す電流の向きを示す。ここで、円線輪コイ
ル２１-１と２１-２には互いに逆向きに電流を流すよう
に構成しており、ｚ軸の中心での磁場はゼロになる。一
方、円線輪コイル２２-１と２２-２には同じ方向の電流
を流す。但し、円線輪コイル２１-２とは逆向きになる
ように流す。このように構成すれば、図４に示した磁場
分布が実現でき、初期の目的を達成できる。

【００２０】なお、ここではｚ方向の傾斜磁場について
述べたが、ｘ及びｙ方向についても同様である。ｘ及び
ｙ方向の場合には、鞍型コイルを用いる。いずれの場合
にも、コイルは巻き線を一カ所に纏めた集中巻きでも良
いし、分散して巻く分布巻きでも良い。コイル２２-１
と２２-２に流す電流は、コイルの大きさと磁場を打ち
消すべき位置に依存して決まる。例えば、半径ａ，巻き
数ｎの円線輪コイルに電流ｉを流した時、コイルの中心
に発生する磁場強度は、Ｈ＝ｎｉ／（２ａ）で与えられ
る。従って、第一の傾斜磁場が発生する磁場強度がＨの
時、第二のコイルに流す電流ｉは、（２ａ）Ｈ／ｎで与
えられる。

【００２１】発明の第二実施例を図６に示す。第二の傾
斜磁場コイル２２を駆動する電流増幅器２３を、磁場セ
ンサ３１の出力により制御する例である。磁場センサ３
１の出力が丁度ゼロになるように電流増幅器２３の電流
を制御する。一般には、負帰還回路を構成すれば良い。
磁場センサ３１は、ホール素子を用いても良いし、サー
チコイルを用いても良い。

【００２２】ホール素子を用いる場合、温度変動の影響
を受け出力が変化し易いので、図７に示すように２個用
いて互いに差動で用いるのが好ましい。すなわち、磁場
センサとしてのホール素子３１-１と３１-２の出力は差
動増幅器３２に入力され、差の出力を得る構成である。
但し、ホール素子が置かれる場所での磁場は、互いに逆
極性になっていることが必要である。この時、ホール素
子の発生する温度ドリフトは差動増幅器で除去されるた
め出力には現れないが、磁場は互いに加算され出力に現
れる。磁場センサとしてサーチコイルを用いる場合に
は、サーチコイルの出力を積分してから、電流増幅器に
負帰還することが必要である。その理由は、サーチコイ
ルは磁場を時間微分する働きがあり、それを元に戻すた
めである。なお、ここでは一方向の例について述べた
が、他の方向についても同様に負帰還させることが可能
である。また、ここで述べた負帰還法と、先に述べた予
めコイルの形状で決まる既知の電流を流す方法とを組み
合わせても良い。

【００２３】発明の３番目の実施例を図８に示す。ここ
で、第二の傾斜磁場を発生するコイル２２はｚ方向に移
動可能になっており、検査対象の設定を容易にしてい
る。このコイルに流す電流値の設定法は、磁場センサを
用いる負帰還法でも良いし、コイルの形状とその位置か
ら決めても良い。後者の場合、傾斜磁場コイル２２の位
置が移動すると、それに流す電流の大きさを変える必要
があるため、コイルの位置をモニターしなければならな
い。

【００２４】その方法は、フォトダイオードアレイ３３
をコイルの移動方向に設置しておき、コイル２２に取り
付けた発光ダイオードからの光を受光して位置決めを行
う。フォトダイオードアレーの各ダイオードの位置は既
知であるから、どのフォトダイオードに光が入射された
のかが分かれば、コイル２２の位置を知ることができ
る。この位置から、第一の傾斜磁場が発生する傾斜磁場
の強度Ｈを求めることができ、先に示した関係式により
それを打ち消すための電流ｉが求まる。

【００２５】

【発明の効果】本発明によれば、撮影部位以外の所定の
場所で発生する傾斜磁場を低減することができ、検査対
象へ及ぼす不快感を低減し、安全性に優れた撮影を行う
ことができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】磁場発生系を中心にした本発明の一実施例の説
明図。

【図２】本発明を適用するＭＲＩ装置の一般的なブロッ
ク図。

【図３】磁場発生系を中心にした従来の実施例を示す説
明図。

【図４】本発明の原理の説明図。

【図５】傾斜磁場を発生するためのコイルの説明図。

【図６】本発明の第二実施例の説明図。

【図７】本発明の第三実施例の説明図。

【図８】磁場発生を中心にした本発明の第二実施例の説
明図。

【符号の説明】

２１…第一の傾斜磁場コイル、２２…第二の傾斜磁場コ
イル、２３…電流増幅器。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者谷口陽東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者板垣博幸東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者越智久晃東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者西村博東京都千代田区内神田一丁目１番14号株式会社日立メディコ内 (72)発明者竹内博幸東京都千代田区内神田一丁目１番14号株式会社日立メディコ内

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】静磁場，傾斜磁場及び高周波磁場の各磁場
発生手段と，検査対象からの磁気共鳴信号を検出する信
号検出手段と，前記信号検出手段の検出信号に対し演算
を行う計算機及び前記計算機による演算結果の出力手段
とを有し、前記傾斜磁場発生手段が第一及び第二の傾斜
磁場コイルを含んでおり、前記第一の傾斜磁場コイルは
磁石に固定されたコイルであり、前記第二の傾斜磁場コ
イルは前記第一の傾斜磁場コイルが発生する傾斜磁場
を、検査対象の特定の領域でほぼ打ち消すように構成さ
れていることを特徴とする磁気共鳴を用いた検査装置。
【請求項２】請求項１において、前記第二の傾斜磁場コ
イルが移動可能である磁気共鳴を用いた検査装置。
【請求項３】請求項１において、磁場を検出するセンサ
を有し、前記センサの出力を用いて、特定領域の傾斜磁
場がゼロになるように構成する磁気共鳴を用いた検査装
置。
【請求項４】請求項３において、前記センサがホール素
子，サーチコイルである磁気共鳴を用いた検査装置。
【請求項５】請求項４において、前記ホール素子を複数
個用いることにより、温度ドリフトを除去する磁気共鳴
を用いた検査装置。