JPH06254063A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】磁気共鳴イメージング装置において、傾斜磁場
電源の使用効率を高め、傾斜磁場電源容量を増すことな
く撮像条件に応じて傾斜磁場強度を増強する。 【構成】Ｘ，Ｙ，Ｚの各軸の傾斜磁場コイル２に供給す
る電源３ａ〜３ｃおよび補助電源３ｄと、これら電源３
ａ〜３ｄを切替えるスイッチ５ａ，５ｂとこれらスイッ
チ５ａ，５ｂをパルスシーケンスや撮像条件によって、
使用率の低い電源を使用率の高い電源に振り向けるコン
トローラ４よりなる。 【効果】各軸の磁場強度の必要強度に応じた電源容量を
供給できるので撮像条件等の限界を拡大することが可能
となり、良好なＭＲＩ画像が得られる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴を利用して被
検体の所望箇所を画像化する磁気共鳴イージング装置に
関するものである。さらに詳しくは、磁気共鳴イメージ
ング装置の磁場発生手段のうちの傾斜磁場コイルの電源
供給に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置（以下ＭＲＩ
装置と記す）は、核磁気共鳴現象を利用して被検体中の
所望の検査部位における原子核スピンの密度分布，緩和
時間分布等を計測して、その計測データから被検体の断
面を画像表示するものである。均一で強力な静磁場発生
装置内に置かれた被検体の原子核スピンは、静磁場の強
さによって定まるラーモア周波数で静磁場の方向を軸と
して歳差運動を行う。このラーモア周波数に等しい周波
数の高周波パルスを被検体に外部より照射すると、被検
体内の水素原子のスピンが励起され高いエネルギー状態
に遷移する。この照射を打ち切ると、これらのスピンは
それぞれの状態に応じた時定数でもとの低いエネルギー
状態にもどり、このときに被検体から外部にＮＭＲ信号
を放出する。このＮＭＲ信号は周波数に同調した高周波
受信コイルで検出される。またこのとき、この信号に位
置情報を付加する目的で、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸の傾斜磁場
を上記静磁場空間に印加する。この結果、空間内の位置
情報を周波数情報として捕えることができる。

【０００３】次に、ＭＲＩ装置における画像再構成方法
について説明する。図２は一般的に用いられているスピ
ンエコー法におけるパルスシーケンスの説明図である。
図中に示すように照射パルスには９０゜と１８０゜の２
種類があり、スライス傾斜磁場（ＧＳ）と共に被検体に
印加して、撮像する断面を決定する。この２種類の照射
パルス間にリードアウト傾斜磁場（ＧＲ）を印加して励
起されたスピンの位相拡散を促進する。すると、次に印
加される１８０゜パルスによってスピンの拡散方向が反
転し、ここに再びＧＲを印加すると、スピンが収束して
９０゜−１８０゜パルス間の２倍の時間で鋭いエコー信
号を生成する。この時間をエコー時間Ｔｅと呼ぶ。ま
た、ここで得られるエコー信号はリードアウト方向にお
ける一次元の投影像情報を有している。しかし、これだ
けでは二次元画像は構成できない。そこで、位相拡散を
与えるＧＲ印加中に、もう一つの軸である位相エンコー
ド方向に傾斜磁場（ＧＰ）を印加しスピンへ位置におけ
る位相回転を与え、エコー信号に位相情報を重畳させ
る。さらに、このＧＰの印加量を変化させながら繰り返
しエコー信号の計測を行う。この繰り返し時間をＴｒと
呼ぶ。また、ＧＰは極性を変えて正負に印加するが、そ
れぞれの量に応じて位相エンコードＮo.を対応させる。
この様にして得られたエコー信号列を二次元フーリエ変
換手段によって分析すると、二次元の画像情報を得るこ
とができる。

【０００４】このようなＭＲＩ装置において、図２のパ
ルスシーケンスで傾斜磁場電源に要求される電流容量を
考えると、ＧＰにおいては最大位相エンコード量に相当
するｇｐが発生できればよい。ＧＳ，ＧＲにおいては、
この例ではスポイルパルス（ｇｓ，ｇｒ）によって決定
される。これは、強力な傾斜磁場の印加により各スピン
の位相を拡散して、不用エコー信号の発生を抑制するた
めに設けられるものである。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】上記従来技術の傾斜磁
場電源はｇｓ，ｇｐ，ｇｒのパルス発生を実現できる電
流容量が必要となる。さらに、撮像断面に応じてＸ，
Ｙ，Ｚの傾斜磁場電源に、ＧＳ，ＧＰ，ＧＲを割り当て
ることになるため、結局、Ｘ，Ｙ，Ｚの各傾斜磁場電源
はｇｓ，ｇｐ，ｇｒのなかでも最も大きい傾斜磁場が発
生できるような電流容量を確保しなければならない。ま
た、この傾斜磁場電源において、必要とされる傾斜磁場
印加量はパルスシーケンスやその撮像条件によっても変
化するため、電源容量は全ての最大条件を考慮して設定
する必要があり、傾斜磁場電源の容量によって、パルス
シーケンスや、撮像条件の限界が決定されるという問題
を有している。

【０００６】本発明はこのような傾斜磁場電源容量によ
るパルスシーケンスや撮像条件の限界の問題を緩和し、
傾斜磁場電源を有効に効率よく使用できるＭＲＩ装置を
提供することを目的とする。

【０００７】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明では４個以上の傾斜磁場用電源ユニットをも
ち、前記スライスリードアウト，エンコードの各傾斜磁
場発生手段に前記傾斜磁場用電源ユニットのうちの１個
以上を選択して接続する手段を具備する。これら手段を
示した図は図１である。さらに詳しく説明すると、図１
のようにＸ，Ｙ，Ｚの３軸の傾斜磁場コイル２に接続さ
れる傾斜磁場電源１の電源ユニット３ａ〜３ｃに加え
て、電源切替手段（コントローラ４）によって制御され
る選択スイッチ５ａ，５ｂで各軸に接続可能な電源ユニ
ット３ｄを追加し、パルスシーケンスや撮像条件などの
必要に応じた、大きな傾斜磁場が要求される軸のみの電
源容量を増強して、効率よく傾斜磁場電源を使用するよ
うにした。

【０００８】図６はシーケンスパラメータと傾斜磁場強
度の関係を示したものであるが、この図からスライス厚
さ，撮像視野，分解能，エコー時間などの撮像条件は主
に図に示す軸（ＧＳ，ＧＰ，ＧＲ）の傾斜磁場強度に依
存している様子がわかる。従って、本発明により、これ
ら何れかの軸の電源容量を増強すれば、撮像条件を拡大
することが可能となる。

【０００９】

【作用】本発明の電源を切り替える手段で、Ｘ，Ｙ，Ｚ
の３軸に対応する傾斜磁場コイルに供給する電源とこれ
らを補助する電源において、パルスシーケンスや撮像条
件などに応じて、使用率の低い電源を使用率の高い電源
に、容量を振り向けることにより撮影条件の限界を拡大
することが可能となり、良好なＭＲＩ画像を撮像でき
る。

【００１０】

【実施例】以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて
詳細に説明する。図８は本発明に係るＭＲＩ装置の全体
構成例を示すブロック図である。このＭＲＩ装置は、Ｎ
ＭＲ現象を利用して被検体２１の断層画像を得るもの
で、静磁場発生磁石１０と、中央処理装置（以下ＣＰＵ
という）１１と、シーケンサ１２と、送信系１３と、傾
斜磁場発生系１４と、受信系１５と、信号処理系１６と
からなる。

【００１１】上記静磁場発生磁石１０は、被検体２１に
強く均一な静磁場を発生させるもので、上記被検体２１
の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式又は常
電導方式あるいは超電導方式の磁場発生している手段が
配置されている。また、シーケンサ１２は、ＣＰＵ１１
の制御で動作し、被検体２１の断層画像のデータ収集に
必要な種々の命令を送信系１３及び傾斜磁場発生系１４
並びに受信系１５に送るものである。

【００１２】上記送信系１３は、高周波発振器１７と変
調器１８とパワーアンプ１９と送信側の照射コイル２０
とからなり、高周波発振器１７から出力された高周波パ
ルスをシーケンサ１２の命令に従って変調器１８で変調
し、この変調器１８で変調された照射パルスをパワーア
ンプ１９で増幅した後に被検体２１に近接して配置され
た照射コイル２０に供給することにより、電磁波が被検
体２１に照射されるようなっている。

【００１３】また傾斜磁場発生系１４は、Ｘ，Ｙ，Ｚの
三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル２と、それぞれのコ
イルを駆動する傾斜磁場電源１とからなり、上記シーケ
ンサ１２からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁
場電源１を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向
の傾斜磁場ＧＸ，ＧＹ，ＧＺを被検体２１に印加するよ
うになっている。この傾斜磁場の加え方により、被検体
２１に対するスライス面を設定することができる。

【００１４】上記受信系１５は、受信コイル２２と受信
回路２３と直交位相検波器２４とＡ／Ｄ変換器２５とか
らなり、上記送信側の照射コイル２０から照射された電
磁波による被検体２１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は
被検体２１に近接して配置された受信コイル２２で検出
され、受信回路２３を介して直交位相検波器２４へ入力
され、直交位相検波器２４で高周波発振器１７の出力信
号に同期して波形整形されるとともにsin成分，cos成分
の信号に分離して二系統に出力され、これらの二系統の
信号はＡ／Ｄ変換器２５によりデジタル信号に変換され
て信号処理系１６へＣＰＵ１１を介して送られるように
なっている。

【００１５】信号処理系１６は、ＣＰＵ１１と、磁気デ
ィスク２６及び光ディスク２７等の記録装置と、ＣＲＴ
等のディスプレイ２８とからなり、受信系１５から入力
したデータに対し上記ＣＰＵ１１でフーリエ変換，補正
係数計算，画像再構成等の処理を行い、任意断面の信号
強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を行って得ら
れた信号強度分布を画像化してディスプレイ２８に表示
するようになっている。なお、本図において、照射コイ
ル２０と受信コイル２２及び傾斜磁場コイル２は、被検
体２１の周りの空間に配置された静磁場発生磁石１０の
磁場空間内に配置されている。

【００１６】次に、本発明の傾斜磁場電源を説明するに
あたり、先ず従来の傾斜磁場電源の構成例を図４により
説明する。傾斜磁場電源１は例えば１００［Ａ］の最大
電流容量を持つ電源ユニット３ａ〜３ｃを有し、それぞ
れＸ，Ｙ，Ｚの３軸の傾斜磁場コイル２に接続され、シ
ーケンサ１２によって制御される。この例ではそれぞれ
の軸は１００［Ａ］が最大電流であり、傾斜磁場コイル
２の効率が１［ｍＴ／ｍ］あたり１０［Ａ］のコイル電
流を必要とするものであったとすると、各軸の最大傾斜
磁場強度は１０［ｍＴ／ｍ］となる。従って、使用する
パルスシーケンスはこの強度以下でなければならず、こ
れが撮像条件の限界値を決定する。

【００１７】本発明では、この傾斜磁場電源を図３に示
すように６つの５０［Ａ］の電源ユニット３ａ〜３ｆに
分割し、コントローラ４により制御される入出力の選択
スイッチ５ａ，５ｂにて任意の軸の傾斜磁場コイル２に
接続可能にする。また、選択スイッチ５ａ，５ｂは半導
体スイッチなどの高速に切り替え可能な物を使用する。
この構成により、図４に示す従来と同容量の電源を使用
して、一つの軸に最大で３００［Ａ］まで傾斜磁場電流
を供給することが可能となる。

【００１８】上記のような構成の本発明の傾斜磁場電源
をＳＥ法に適用した際のパルスシーケンス例を図５に示
す。電源ユニット３のａとｂをＧＳに、ｃとｄをＧＰ
に、ｅとｆをＧＲに接続すると、それぞれの軸が最大１
００［Ａ］の電流容量となり、１０［ｍＴ／ｍ］の傾斜
磁場強度が使用できる。ここで、スポイルパルスを印加
する期間にスイッチングを行い、ＧＳとＧＲに、それぞ
れａ，ｂ，ｃとｄ，ｅ，ｆを接続すると、電流容量が１
５０［Ａ］となり、一点鎖線で示す傾斜磁場強度の最大
レベルを１５［ｍＴ／ｍ］に増強することができる。こ
のようにスポイルパルスをより強力に印加することが可
能となった結果、ＧＳ，ＧＲに対する傾斜磁場強度の限
界が拡大され、より薄いスライス厚さの設定や、より短
いエコー時間の使用が可能となる。

【００１９】また、図７は本発明を高速撮像シーケンス
に適用した場合の図であるが、一般的に高速撮像は強力
な傾斜磁場強度を要求する。この例ではＧＲに強力で高
速な反転印加パルスを使用しているため、図４の従来の
電源構成では困難である。本発明の構成を適用すると、
図のようにＧＲに３つの電源ユニットを接続して、１５
［ｍＴ／ｍ］の傾斜磁場強度を実現し、ＧＳは５［ｍＴ
／ｍ］、ＧＰは１０［ｍＴ／ｍ］と、必要に応じて各軸
の傾斜磁場強度を選択して用いることによって、このよ
うな高速撮像シーケンスが傾斜磁場電源容量の増加なし
に可能となる。

【００２０】本発明の適用例を述べたが、以上は直交断
面の撮像の場合であり、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸とＧＳ，Ｇ
Ｐ，ＧＲが一致している状態である。しかし、ＭＲＩ装
置ではオブリーク撮像と呼ばれる任意角度の断面撮像も
行われる。この方法を図９を用いて説明する。 （ａ）は直交断面の撮像を示す。この撮像断面はＸ軸と
垂直な断面であり、傾斜磁場の方向はＧＳ（太い矢印で
示す）がＸ軸の傾斜磁場ＧＸ(細い矢印で示す)と、ＧＲ
がＹ軸方向のＧＹと一致している。ここでＧＳ，ＧＲに
同時に１.０ の磁場強度を印加するために各傾斜磁場電
源が最大出力１００％を要するものとする。 （ｂ）はオブリーク断面の撮像を示す。ここでは被検体
がＺ軸上に角度θだけ傾いているため、撮像断面をθ゜
傾けている。このＧＹを示すためには図のようにＧＳ，
ＧＲを傾ける必要がある。この角度θが４５゜の場合を
考えると、Ｘ軸の傾斜磁場電源ＧＸは出力がゼロで、Ｇ
ＹがＧＳ，ＧＲを合成した磁場強度を発生しなければな
らない。しかし、従来の方式の各軸に等量配分された傾
斜磁場電源の最大出力が１００％であるから、ＧＳ，Ｇ
Ｒにおいて、７０％の磁場強度までしか同時に発生する
ことができない。即ちこのようなオブリーク撮像に対応
するためには２軸の二乗和平均である√２倍の電流容量
を確保する必要があり、各軸の傾斜磁場電源には約４０
％の余裕を要求される。

【００２１】上記オブリーク断面撮像に本発明を適用し
て、（ｃ）に示す条件で使用しないＧＸの電源を全てＧ
Ｙに接続することによって、ＧＹの最大出力が２００％
に増加し、ＧＳ，ＧＲ同時に磁場強度を１.４ 倍まで印
加することが可能となる。

【００２２】またＧＳ，ＧＲ，ＧＰの３軸のオブリーク
撮像を考えるとき、各軸に印加する場合に要求される電
流容量は√３倍を確保する必要があり、従来方式の発生
磁場は６０％が限界であるのに対して、本発明では使用
しない軸の傾斜磁場電源を接続することで、磁場強度は
１.７倍(３００％）となり、さらに高い磁場強度を印加
することが可能となる。

【００２３】

【発明の効果】以上述べたように本発明によれば、傾斜
磁場電源を幾つかのユニットに分割して必要に応じて各
軸に接続し、使用することによって、電源容量を有効に
使用することができるため、傾斜磁場強度の増強が可能
となり、撮像条件の拡大が行え、良好な画像が得られる
という効果がある。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明による傾斜磁場電源構成の説明図。

【図２】スピンエコー法シーケンス説明図。

【図３】本発明による傾斜磁場電源の実施例。

【図４】従来方法による傾斜磁場電源構成。

【図５】本発明のＳＥ法シーケンス適用例説明図。

【図６】シーケンスパラメータと傾斜磁場強度の関係。

【図７】本発明の高速撮像シーケンス適用例説明図。

【図８】ＭＲＩ装置の全体構成図。

【図９】オブリーク撮像における傾斜磁場分割の説明
図。

【符号の説明】

１ 傾斜磁場電源 ２ 傾斜磁場コイル ３ 電源ユニット ４ コントローラ ５ 選択スイッチ １２ シーケンサ

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】被検体に静磁場を与える磁場発生手段と、
   前記静磁場内にある被検体にスライス傾斜磁場，リード
   アウト傾斜磁場及びエンコード傾斜磁場を印加する傾斜
   磁場発生手段と、前記被検体の組織を構成する原子の原
   子核に磁気共鳴を起こさせる照射パルスを所定のパルス
   シーケンスで繰り返し印加する照射パルス発生手段と、
   磁気共鳴信号を検出する受信手段と、該受信手段の検出
   信号を用いて被検体の物理的性質をあらわす画像を得る
   画像再構成手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置に
   おいて、４個以上の傾斜磁場用電源ユニットをもち、前
   記スライス，リードアウト，エンコードの各傾斜磁場発
   生手段に、前記傾斜磁場用電源ユニットのうちの１個以
   上を選択して接続する電源切替手段を具備することを特
   徴とする磁気共鳴イメージング装置。