(57)【要約】【課題】設置条件の自由度が高く小型かつ軽量な磁気共鳴イメージング装置を提供する。【解決手段】被検体１０を含む空間に、強度が０．０１Ｔ以下の静磁場を発生する永久磁石１２ａ、１２ｂと、周波数が４２５．７ｋＨｚ以下の高周波磁場を前記被検体に対して印加するＲＦコイル１８と、被検体１０における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出するＳＱＵＩＤ２０とを有する。【選択図】  図１
2005137411.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体を含む空間に、強度が０．０１Ｔ以下の静磁場を発生する静磁場発生手段と、
周波数が４２５．７ｋＨｚ以下の高周波磁場を前記被検体に対して印加する高周波磁場印加手段と、
前記被検体における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出するＳＱＵＩＤよりなる核磁気共鳴信号検出手段と
を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
被検体を含む空間に、静磁場を発生する静磁場発生手段と、
前記被検体に対して高周波磁場を印加する高周波磁場印加手段と、
前記被検体を含む空間に、所定の方向で強度が線形に変化する傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と
前記被検体における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出するＳＱＵＩＤよりなる核磁気共鳴信号検出手段と
を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
被検体を含む空間に、所定の方向に強度傾斜を有する磁場を発生するループコイルよりなる磁場コイルと、
前記磁場コイルの中心軸に対して所定の角度傾斜した軸を回転軸として前記磁場コイルを回転するコイル回転手段と、
前記被検体に対して高周波磁場を印加する高周波磁場印加手段と、
前記被検体における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出するＳＱＵＩＤよりなる核磁気共鳴信号検出手段と
を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
互いに直交する軸を中心軸とする少なくとも３つのループコイルよりなり、所定の方向で強度が線形に変化し、所定の軸を回転軸として回転する合成磁場を形成する磁場コイルと、
前記被検体に対して高周波磁場を印加する高周波磁場印加手段と、
前記被検体における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出するＳＱＵＩＤよりなる核磁気共鳴信号検出手段と
を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
請求項１乃至４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、
前記核磁気共鳴信号検出手段により検出された前記核磁気共鳴信号を信号処理する信号処理手段と、
前記信号処理手段による処理結果を表示する表示手段とを更に有する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置に関し、特に、小型かつ軽量な磁気共鳴イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩは、核磁気共鳴現象を利用して、生体内の物理的情報のみならず、分子的、化学的情報の断層分布を可視像化する技術であり、脳神経外科や神経内科、整形外科等の臨床分野において広く普及するに至っている。また、Ｘ線ＣＴ（Computer Tomography）と異なり、ＭＲＩは放射線による被曝がなく、無侵襲又は低侵襲な安全性の高い検査技術であり、小児や健常者も安心してＭＲＩによる検査を受けることが可能となっている。
【０００３】
さらに、近年、ＭＲＩは病変部の検査診断に用いられるのみならずインターベンショナル・ラジオロジー(Interventional Radiology：ＩＶＲ)への適用を目的とするＭＲＩシステムが開発されるなど、その応用範囲は急速に拡大している（例えば、特許文献１を参照）。
【特許文献１】特開２００３−２０４９５１号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかしながら、従来のＭＲＩ装置は、一般的に、数トンもの重量を有しており、また、その設置に広いスペースを要していた。このため、ＭＲＩ装置が設置された専用の検査室を備えた医療機関でなければ、ＭＲＩによる検査診断を受けることは困難であった。
【０００５】
このような従来のＭＲＩ装置に対して、設置条件の自由度が高く小型かつ軽量なＭＲＩ装置を実現することができれば、より手軽に、また、より迅速に、ＭＲＩによる検査診断を受けることが可能になる。例えば、装置の小型化、軽量化により自動車に搭載することが可能なＭＲＩ装置が実現されれば、巡回検診等においてＭＲＩによる検査を病院外で手軽に受けることが可能となり、また、救急車において患者をＭＲＩにより迅速に検査診断することも可能となる。
【０００６】
本発明の目的は、設置条件の自由度が高く小型かつ軽量な磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
上記目的は、被検体を含む空間に、強度が０．０１Ｔ以下の静磁場を発生する静磁場発生手段と、周波数が４２５．７ｋＨｚ以下の高周波磁場を前記被検体に対して印加する高周波磁場印加手段と、前記被検体における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出するＳＱＵＩＤよりなる核磁気共鳴信号検出手段とを有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置により達成される。
【０００８】
また、上記目的は、被検体を含む空間に、静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記被検体に対して高周波磁場を印加する高周波磁場印加手段と、前記被検体を含む空間に、所定の方向で強度が線形に変化する傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記被検体における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出するＳＱＵＩＤよりなる核磁気共鳴信号検出手段とを有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置により達成される。
【０００９】
また、上記目的は、被検体を含む空間に、所定の方向に強度傾斜を有する磁場を発生するループコイルよりなる磁場コイルと、前記磁場コイルの中心軸に対して所定の角度傾斜した軸を回転軸として前記磁場コイルを回転するコイル回転手段と、前記被検体に対して高周波磁場を印加する高周波磁場印加手段と、前記被検体における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出するＳＱＵＩＤよりなる核磁気共鳴信号検出手段と
を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置により達成される。
【００１０】
また、上記目的は、互いに直交する軸を中心軸とする少なくとも３つのループコイルよりなり、所定の方向で強度が線形に変化し、所定の軸を回転軸として回転する合成磁場を形成する磁場コイルと、前記被検体に対して高周波磁場を印加する高周波磁場印加手段と、
前記被検体における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出するＳＱＵＩＤよりなる核磁気共鳴信号検出手段とを有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置により達成される。
【発明の効果】
【００１１】
以上の通り、本発明によれば、被検体における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出する核磁気共鳴信号検出手段として高感度の磁気センサであるＳＱＵＩＤを用いるので、設置条件の自由度が高く小型かつ軽量な磁気共鳴イメージング装置を提供することができる。
【００１２】
また、本発明によれば、ループコイルよりなる磁場コイルを、磁場コイルの中心軸に対して所定の角度傾斜した軸を回転軸と回転することにより、被検体を含む空間に、所定の方向に強度傾斜を有し回転する磁場を形成し、この磁場により、被検体からの核磁気共鳴信号に空間的位置情報を付与するので、さらに設置条件の自由度が高く小型かつ軽量な磁気共鳴イメージング装置を提供することができる。
【００１３】
また、本発明によれば、互いに直交する軸を中心軸とする少なくとも３つのループコイルよりなる磁場コイルにより、被検体を含む空間に、所定の方向で強度が線形に変化し、所定の軸を回転軸として回転する合成磁場を形成し、この合成磁場により、被検体からの核磁気共鳴信号に空間的位置情報を付与するので、さらに設置条件の自由度が高く小型かつ軽量な磁気共鳴イメージング装置を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
［第１実施形態］
本発明の第１実施形態による磁気共鳴イメージング装置について図１を用いて説明する。図１は本実施形態による磁気共鳴イメージング装置の構成を示す概略図である。
【００１５】
まず、本実施形態による磁気共鳴イメージング装置の基本構成について図１を用いて説明する。
【００１６】
本実施形態による磁気共鳴イメージング装置は、人体等の被検体１０に対して均一な静磁場を発生する静磁場発生手段としての永久磁石１２ａ、１２ｂと、被検体１０に対して傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段としての傾斜磁場コイル群（ｚ方向勾配コイル１４ａ、１４ｂ、ｘ方向勾配コイル１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄ、ｙ方向勾配コイル（図示せず））と、被検体１０の診断部位に対して高周波磁場を印加する高周波磁場印加手段としてのＲＦコイル１８と、被検体１０における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出する核磁気共鳴信号検出手段として受信コイルあるいは、共鳴信号が低周波かつ微弱な場合は超電導量子干渉素子（Superconducting QUantum Interference Device：ＳＱＵＩＤ）２０とを有している。
【００１７】
永久磁石１２ａ、１２ｂは、寝台（図示せず）上に横になった被検体１０の体軸に垂直な方向に静磁場を発生するように、被検体１０が置かれた空間を介して２極対向して配置されている。永久磁石１２ａ、１２ｂによる静磁場の強度は、例えば０．００５Ｔであり、この磁場強度は、従来のＭＲＩ装置における静磁場発生用の永久磁石、常電導コイル、及び超電導コイルによる静磁場の強度である０．２〜１．５Ｔと比較して１／４０〜１／３００程度となっている。
【００１８】
画像化に必要な空間的位置情報を核磁気共鳴信号に与える傾斜磁場コイル群は、ループコイルよりなるｚ方向勾配コイル１４ａ、１４ｂと、サドルコイルよりなるｘ方向勾配コイル１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄと、サドルコイルよりなるｙ方向勾配コイル（図示せず）とから構成されている。これら傾斜磁場コイル群は、静磁場の方向と同じ向きでかつ、各々の座標方向で強度が線形に変化する傾斜磁場を形成する。具体的には、以下の通りである。
【００１９】
ｚ方向勾配コイル１４ａ、１４ｂは、永久磁石１２ａ、１２ｂによる静磁場の方向（図１中に示す直交座標系のｚ方向）で強度が線形に変化する傾斜磁場を形成するためのものである。ｚ方向勾配コイル１４ａ、１４ｂは、その中心軸を、永久磁石１２ａ、１２ｂによる静磁場の方向とほぼ平行にして被検体１０を介して対向して配置されている。
【００２０】
ｘ方向勾配コイル１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄは、永久磁石１２ａ、１２ｂによる静磁場の方向に対して直交する方向（図１中に示す直交座標系のｘ方向）で強度が線形に変化する傾斜磁場をつくるためのものである。ｘ方向勾配コイル１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄは、ＲＦコイル１８の外側を覆うように配置されている。
【００２１】
ｙ方向勾配コイル（図示せず）は、ｘ方向勾配コイル１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄと同様に４つのサドルコイルから構成され、永久磁石１２ａ、１２ｂによる静磁場の方向及びｘ方向勾配コイル１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄによる傾斜磁場の強度が線形に変化する方向と直交する方向（図１中に示す直交座標系のｙ方向）で強度が線形に変化する傾斜磁場をつくるためのものである。ｙ方向勾配コイルは、ＲＦコイル１８の外側を覆うように配置されている。ｘ方向勾配コイル１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄとｙ方向勾配コイルとは、静磁場の方向に沿った所定の軸を回転軸として９０°回転することにより互いに重なり合う位置関係にある。
【００２２】
傾斜磁場コイル群（ｚ方向勾配コイル１４ａ、１４ｂ、ｘ方向勾配コイル１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄ、ｙ方向勾配コイル（図示せず））の各コイルには、それらにパルス電流を流すために直流電力を供給する直流電源（図示せず）が接続されている。なお、傾斜磁場コイル群（ｚ方向勾配コイル１４ａ、１４ｂ、ｘ方向勾配コイル１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄ、ｙ方向勾配コイル（図示せず））を、ループコイル及びサドルコイルにより構成しているが、他の種類のコイルにより構成することもできる。
【００２３】
被検体１０内部の水素原子核等の原子核を励起するために高周波磁場を印加するためのＲＦコイル１８は、ソレノイド型になっている。ソレノイド型のＲＦコイル１８内の空間に、被検体１０の診断部位が収容されている。
【００２４】
ＲＦコイル１８には、ＲＦコイル１８に対して高周波電力を供給するための高周波電力アンプ（図示せず）が接続されている。ＲＦコイル１８により印加される高周波磁場の周波数ｆ０は、例えば２１３ｋＨｚに設定されている。この周波数は、従来のＭＲＩ装置における高周波磁場の一般的な周波数である８〜４０ＭＨｚと比較して、非常に低いものとなっている。
【００２５】
被検体１０からの核磁気共鳴信号を検出するＳＱＵＩＤ２０は、被検体１０の診断部位近傍に配置されている。ＳＱＵＩＤ２０は、高感度の磁気センサであり、非常に小さい静磁場を用いた核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出することが可能なものである。
【００２６】
ＳＱＵＩＤ２０には、ＳＱＵＩＤ２０により検出された核磁気共鳴信号を信号処理する信号処理装置（図示せず）が接続されている。信号処理装置には、信号処理装置による処理結果を画像化する表示装置（図示せず）が接続されている。
【００２７】
こうして、本実施形態による磁気共鳴イメージング装置が構成されている。
【００２８】
本実施形態による磁気共鳴イメージング装置は、被検体１０における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出する核磁気共鳴信号検出手段としてＳＱＵＩＤ２０を有することに主たる特徴がある。
【００２９】
核磁気共鳴信号を検出する核磁気共鳴信号検出手段としてＳＱＵＩＤ２０を用いることにより、従来のＭＲＩ装置と比較して、高い感度で核磁気共鳴信号を検出することが可能となる。例えば、静磁場の強度が０．００５Ｔと従来と比較して非常に小さなものとした場合であっても、診断部位のイメージングに十分な核磁気共鳴信号を検出することができる。したがって、核スピンの方向をそろえるために必要とされる永久磁石１２ａ、１２ｂによる静磁場の大きさは小さくてよく、本実施形態による磁気共鳴イメージング装置では、永久磁石１２ａ、１２ｂの大きさ及び重量を従来のＭＲＩ装置と比較して小さく軽量なものとすることができる。このように、静磁場を発生するための永久磁石１２ａ、１２ｂとして小型かつ軽量なものを用いることができるので、装置全体の小型化及び軽量化を実現することができる。したがって、例えば救急車や巡回車等の車両に搭載することが可能になる等、従来のＭＲＩ装置と比較して、設置条件の自由度が高く小型かつ軽量な磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。
【００３０】
次に、本実施形態による磁気共鳴イメージング装置を用いた磁気共鳴イメージングについて図１を用いて説明する。
【００３１】
まず、寝台（図示せず）上に横になった被検体１０の診断部位を、ソレノイド型のＲＦコイル１８内の空間に配置する。
【００３２】
次いで、傾斜磁場コイル群のそれぞれに直流電力を供給し、各コイルの所定の方向に所定の大きさのパルス電流を流す。これにより、永久磁石１２ａ、１２ｂによる静磁場の方向と同じ方向に、静磁場と同じ方向（図１中に示す直交座標系のｚ方向）及び静磁場の方向と直交する２方向（図１中に示す直交座標系のｘｙ方向）に強度が線形に変化する傾斜磁場を発生させる。
【００３３】
こうして、静磁場及び傾斜磁場が形成された状態で、ＲＦコイル１８に所定の高周波電力を供給する。こうして、ＲＦコイル１８により高周波磁場パルスを被検体１０の診断部位に対して印加し、被検体１０の診断部位における所定のボリュームピクセル（ボクセル）の水素原子核を励起する。
【００３４】
高周波磁場パルスの印加により所定のボクセルにおける水素原子核から放出される核磁気共鳴信号をＳＱＵＩＤ２０により検出する。
【００３５】
以後、所定の強度の高周波磁場パルスの印加、及びＳＱＵＩＤ２０による核磁気共鳴信号の検出を継続することにより、被検体１０の診断部位の所定のスライスにおけるボクセルからの核磁気共鳴信号を検出していく。
【００３６】
次いで、信号処理装置（図示せず）において、ＳＱＵＩＤ２０により検出された核磁気共鳴信号を信号処理し、処理結果を表示装置（図示せず）に表示する。こうして、被検体１０の診断部位における所定のスライスの磁気共鳴イメージを得る。
【００３７】
以上のようにして、被検体１０の診断部位について磁気共鳴イメージングが行われる。
【００３８】
このように、本実施形態によれば、被検体１０における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出する核磁気共鳴信号検出手段として、高感度の磁気センサであるＳＱＵＩＤ２０を用いるので、永久磁石１２ａ、１２ｂによる静磁場の強度は小さなものでよい。したがって、永久磁石１２ａ、１２ｂの大きさを小さく、重量を軽くすることができ、設置条件の自由度が高く小型かつ軽量な磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。
【００３９】
なお、本実施形態では、静磁場を発生する静磁場発生手段として永久磁石１２ａ、１２ｂを用いたが、永久磁石１２ａ、１２ｂに代えて、常電導磁石、或いは超電導磁石を用いることができる。この場合においても、ＳＱＵＩＤ２０により核磁気共鳴信号を高い感度で検出することができるので、静磁場発生用の磁石として、小型かつ軽量なものを用いることができる。
【００４０】
また、本実施形態では、静磁場の強度を０．００５Ｔ、被検体１０に印加する高周波磁場の周波数を２１３ｋＨｚとする場合を例に説明したが、静磁場の強度及び高周波磁場の周波数はこれらに限定されるものではない。例えば、静磁場の強度は０．００７Ｔ以下、高周波磁場の周波数は２９８ｋＨｚ以下とすることができる。また、静磁場の強度は０．０４Ｔ以下、高周波磁場の周波数は２ＭＨｚ以下であってもよい。なお、ＳＱＵＩＤは、高感度の磁気センサであるため、静磁場の強度が大きすぎると磁気の検出が困難となる場合がある。このような観点からは、静磁場の強度は０．０１Ｔ以下に設定することが好ましく、このときの高周波磁場の周波数は４２５．７ｋＨｚ以下に設定することが好ましい。
【００４１】
［第２実施形態］
本発明の第２実施形態による磁気共鳴イメージング装置について図２を用いて説明する。図２は本実施形態による磁気共鳴イメージング装置の構成を示す概略図、図３は本実施形態による磁気共鳴イメージング装置における磁場コイルにより形成される等磁場面を示す概略図である。なお、図１に示す第１実施形態による磁気共鳴イメージング装置と同様の構成要素には、同一の符号を付し説明を省略し或いは簡潔にする。
【００４２】
本実施形態による磁気共鳴イメージング装置は、被検体１０における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出する核磁気共鳴信号検出手段としてＳＱＵＩＤ２０を用いる点で、第１実施形態による磁気共鳴イメージング装置と共通している。本実施形態による磁気共鳴イメージング装置は、静磁場及び傾斜磁場を発生するために、永久磁石１２ａ、１２ｂ及び傾斜磁場コイル群に代えて、所定の軌道で回転するループコイルよりなる磁場コイル２２が用いられている点で、第１実施形態による磁気共鳴イメージング装置と異なっている。
【００４３】
以下、本実施形態による磁気共鳴イメージング装置の基本的構成について図２を用いて説明する。
【００４４】
被検体１０に高周波磁場を印加するためのソレノイド型のＲＦコイル１８が、寝台（図示せず）上の被検体１０の診断部位をその内部に収容するように配置されている。ＲＦコイル１８には、ＲＦコイル１８に対して高周波電力を供給するための高周波電力アンプ（図示せず）が接続されている。
【００４５】
ＲＦコイル１８内の空間に配置された被検体１０の診断部位の近傍には、被検体１０の体軸から所定の角度傾斜した軸を中心軸とするループコイルよりなる磁場コイル２２が配置されている。磁場コイル２２は、静磁場及び傾斜磁場の発生兼用のものである。磁場コイル２２には、磁場コイル２２にパルス電流を流すために直流電力を供給する直流電源（図示せず）が接続されている。また、磁場コイル２２には、磁場コイル２２の中心軸から所定の角度傾斜した軸を回転軸として、磁場コイル２２を回転させる回転機構（図示せず）が設けられている。磁場コイル２２の回転軸は、例えば被検体１０の体軸とほぼ一致するように設定され、磁場コイル２２は、被検体２２の診断部位の周囲を回転する。
【００４６】
さらに、被検体１０の診断部位の近傍には、被検体１０からの核磁気共鳴信号を検出するＳＱＵＩＤ２０が配置されている。ＳＱＵＩＤ２０には、第１実施形態による磁気共鳴イメージング装置と同様に、ＳＱＵＩＤ２０により検出された核磁気共鳴信号を信号処理する信号処理装置（図示せず）が接続され、信号処理装置には、信号処理装置による処理結果を表示する表示装置（図示せず）が接続されている。
【００４７】
こうして、本実施形態による磁気共鳴イメージング装置が構成されている。
【００４８】
本実施形態による磁気共鳴イメージング装置は、第１実施形態による磁気イメージング装置と同様に、被検体１０における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出する核磁気共鳴信号検出手段としてＳＱＵＩＤ２０を有し、さらに、静磁場及び傾斜磁場を発生するために、被検体１０の診断部位の周囲を回転するループコイルよりなる磁場コイル２２を有することに主たる特徴がある。
【００４９】
例えば被検体１０の体軸から所定の角度傾斜した軸を中心軸とするループコイルよりなる磁場コイル２２を、所定の方向に所定の大きさの電流を流しながら、被検体１０の体軸を中心として回転させることにより、磁場コイル２２の中心軸の方向に凸又は凹の椀型の等磁場面が形成される強度傾斜を有し、被検体１０の体軸を回転軸として回転する磁場を発生させることができる。このような磁場により、被検体１０からの核磁気共鳴信号に空間的位置情報を付与することができ、被検体１０の診断部位における所定のスライスのイメージングが可能となる。
【００５０】
ここで、上記のようなループコイルよりなる磁場コイル２２による磁場を用いた核磁気共鳴により被検体１０から放出される核磁気共鳴信号であっても、本実施形態による磁気共鳴イメージング装置では、高感度の磁気センサであるＳＱＵＩＤ２０により検出することができる。これにより、静磁場を発生するために永久磁石や、超電導磁石、常電導磁石を用いる必要がなく、さらに設置条件の自由度が高く小型かつ軽量な磁気イメージング装置を実現することができる。
【００５１】
次に、本実施形態による磁気共鳴イメージング装置を用いた磁気共鳴イメージングについて図２及び図３を用いて説明する。
【００５２】
まず、寝台（図示せず）上に横になった被検体１０の診断部位を、ソレノイド型のＲＦコイル１８内の空間に配置する。
【００５３】
次いで、磁場コイル２２に直流電力を供給し、所定の方向に所定の大きさのパルス電流を流す。これと同時に、磁場コイル２２の中心軸に対して所定の角度傾斜した軸である被検体１０の体軸を中心として磁場コイル２２を回転させる。これにより、磁場コイル２２の中心軸の方向に凸又は凹の椀型の等磁場面が形成される強度傾斜を有し、被検体１０の体軸を回転軸として回転する磁場を発生させる。
【００５４】
図３は、磁場コイル２２による磁場の等磁場面の一例を示す概略図である。図中の点線で示すように、椀型の等磁場面２４が磁場コイル２２の中心軸に沿って被検体１０の診断部位を含む空間に形成される。
【００５５】
こうして、磁場コイル２２の中心軸の方向に凸又は凹の椀型の等磁場面が形成される強度傾斜を有し、体軸を回転軸として回転する磁場が形成された状態で、ＲＦコイル１８に所定の高周波電力を供給する。こうして、ＲＦコイル１８により高周波磁場パルスを被検体１０の診断部位に対して印加し、被検体１０の診断部位における所定のボクセルの水素原子核を励起する。
【００５６】
高周波磁場パルスの印加により所定のボクセルにおける水素原子核から放出される核磁気共鳴信号をＳＱＵＩＤ２０により検出する。
【００５７】
以後、磁場コイル２２に流す電流値及び磁場コイル２２の回転軸の中心軸に対する傾斜角を所定の値に設定し、所定の強度及びタイミングの高周波磁場パルスの印加、及びＳＱＵＩＤ２０による核磁気共鳴信号の検出を継続することにより、被検体１０の診断部位における所定のスライスのボクセルからの核磁気共鳴信号を検出していく。
【００５８】
次いで、信号処理装置（図示せず）において、ＳＱＵＩＤ２０により検出された核磁気共鳴信号を信号処理し、処理結果を表示装置（図示せず）に表示する。こうして、被検体１０の診断部位における所定のスライスの磁気共鳴イメージを得る。
【００５９】
以上のようにして、被検体１０の診断部位について磁気共鳴イメージングが行われる。
【００６０】
このように、本実施形態によれば、被検体１０における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号をＳＱＵＩＤ２０により検出し、さらに、静磁場及び傾斜磁場の発生兼用のループコイルよりなる磁場コイル２２を用いるので、静磁場を発生するために永久磁石、常電導磁石、超電導磁石等の大型、大重量の静磁場発生用の磁石が不要であり、さらに設置自由度が高い小型かつ軽量な磁気共鳴イメージング装置を提供することができる。
【００６１】
なお、本実施形態では、被検体１０の体軸を回転軸として磁場コイル２２が回転する場合について説明したが、磁場コイル２２の回転軸は被検体の体軸に限定されるものではない。回転軸を適宜設定することにより、種々のスライス方向での磁気共鳴イメージングを行うことができる。
【００６２】
［第３実施形態］
本発明の第３実施形態による磁気共鳴イメージング装置について図４及び図５を用いて説明する。図４は本実施形態による磁気共鳴イメージング装置の構成を示す概略図、図５は本実施形態による磁気共鳴イメージング装置における磁場コイルによる合成磁場を示す概略図である。なお、図１に示す第１実施形態による磁気共鳴イメージング装置と同様の構成要素には、同一の符号を付し説明を省略し或いは簡潔にする。
【００６３】
本実施形態による磁気共鳴イメージング装置は、被検体１０における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出する核磁気共鳴信号検出手段としてＳＱＵＩＤ２０を用いる点で、第１実施形態による磁気共鳴イメージング装置と共通している。本実施形態による磁気共鳴イメージング装置は、静磁場及び傾斜磁場を発生するために、永久磁石１２ａ、１２ｂ及び傾斜磁場コイル群に代えて、互いに直交する軸を中心軸とする３つのループコイルよりなる磁場コイル２６ａ、２６ｂ、２６ｃが用いられている点で、第１実施形態による磁気共鳴イメージング装置と異なっている。
【００６４】
以下、本実施形態による磁気共鳴イメージング装置の基本的構成について図４を用いて説明する。
【００６５】
被検体１０に高周波磁場を印加するためのソレノイド型のＲＦコイル１８が、寝台（図示せず）上の被検体１０の診断部位をその内部に収容するように配置されている。ＲＦコイル１８には、ＲＦコイル１８に対して高周波電力を供給するための高周波電力アンプ２８が接続されている。
【００６６】
被検体１０の診断部位の近傍には、互いに直交する軸（図４中に示す直交座標系のｘ軸、ｙ軸、及びｚ軸）を中心軸とするループコイルよりなる磁場コイル２６ａ、２６ｂ、２６ｃが配置されている。磁場コイル２６ａ、２６ｂ、２６ｃのそれぞれには、それらにパルス電流を流すために直流電力を供給する直流電源３０が接続されている。
【００６７】
さらに、被検体１０の診断部位の近傍には、被検体１０からの核磁気共鳴信号を検出するＳＱＵＩＤ２０が配置されている。ＳＱＵＩＤ２０には、ＳＱＵＩＤにより検出された核磁気共鳴信号を信号処理する信号処理装置３２が接続されている。信号処理装置３２には、信号処理装置による処理結果を表示する表示装置３４が接続されている。
【００６８】
こうして、本実施形態による磁気共鳴イメージング装置が構成されている。
【００６９】
本実施形態による磁気共鳴イメージング装置は、第１及び第２実施形態による磁気共鳴イメージング装置の場合と同様に、被検体１０における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出する核磁気共鳴信号検出手段としてＳＱＵＩＤ２２０を有し、さらに、静磁場及び傾斜磁場を発生するために、互いに直交する軸を中心軸とするループコイルよりなる磁場コイル２６ａ、２６ｂ、２６ｃを有することに主たる特徴がある。
【００７０】
磁場コイル２６ａ、２６ｂ、２６ｃに所定の方向に所定の大きさの電流を流すことにより、被検体１０の診断部位を含む空間に、所定の方向に強度が線形に変化する強度傾斜を有する合成磁場が形成される。さらに、３つの磁場コイル２６ａ、２６ｂ、２６ｃに流す電流の大きさ及び方向を制御することにより、被検体１０の診断部位を含む空間に形成された合成磁場を、所定の軸を回転軸として回転させることができる。このような磁場により、被検体１０からの核磁気共鳴信号に空間的位置情報を付与することができ、被検体１０の診断部位における所定のスライスのイメージングが可能となる。
【００７１】
ここで、上記のようなループコイルよりなる磁場コイル２６ａ、２６ｂ、２６ｃによる合成磁場を用いた核磁気共鳴により被検体から放出される核磁気共鳴信号であっても、本実施形態による磁気共鳴イメージング装置では、高感度の磁気センサであるＳＱＵＩＤ２０により検出することができる。これにより、静磁場を発生するために永久磁石や、超電導磁石、常電導磁石を用いる必要がなく、さらに設置条件の自由度が高く小型かつ軽量な磁気イメージング装置を実現することができる。
【００７２】
次に、本実施形態による磁気共鳴イメージング装置を用いた磁気共鳴イメージングについて図４及び図５を用いて説明する。
【００７３】
まず、寝台（図示せず）上に横になった被検体１０の診断部位を、ソレノイド型のＲＦコイル１８内の空間に配置する。
【００７４】
次いで、磁場コイル２６ａ、２６ｂ、２６ｃのそれぞれに直流電力を供給し、磁場コイル２６ａ、２６ｂ、２６ｃのそれぞれにパルス電流をその大きさ及び方向を制御しながら流す。これにより、所定の方向に強度が線形に変化し、例えばｚ軸を回転軸として回転する磁場を発生させる。
【００７５】
図５は、磁場コイル２６ａ、２６ｂ、２６ｃによる合成磁場を示す概略図である。図中の矢印で示すように、磁場コイル２６ａ、２６ｂ、２６ｃのそれぞれによる磁場の総和として、被検体１０の診断部位を含む空間に合成磁場３６が形成される。磁場コイル２６ａ、２６ｂ、２６ｃのそれぞれに流れるパルス電流の大きさ及び方向を制御することにより、合成磁場３６を、例えばｚ軸を回転軸として回転させることができる。
【００７６】
こうして、所定の方向に強度が線形に変化し、ｚ軸を回転軸として回転する磁場が形成された状態で、ＲＦコイル１８により高周波磁場パルスを被検体１０に対して印加し、被検体１０の診断部位における所定のボクセルの水素原子核を励起する。
【００７７】
高周波磁場パルスの印加により所定のボクセルにおける水素原子核から放出される核磁気共鳴信号をＳＱＵＩＤ２０により検出する。
【００７８】
以後、磁場コイル２６ａ、２６ｂ、２６ｃに流す電流値及び磁場コイル２２の回転軸の中心軸に対する傾斜角を所定の値に設定し、所定の強度及びタイミングの高周波磁場パルスの印加、及びＳＱＵＩＤ２０による核磁気共鳴信号の検出を継続することにより、被検体１０の所定のスライスのボクセルからの核磁気共鳴信号を検出していく。
【００７９】
次いで、信号処理装置（図示せず）において、ＳＱＵＩＤ２０により検出された核磁気共鳴信号を信号処理し、処理結果を表示装置（図示せず）に表示する。こうして、被検体１０の診断部位における所定のスライスの磁気共鳴イメージを得る。
【００８０】
以上のようにして、被検体１０の診断部位について磁気共鳴イメージングが行われる。
【００８１】
このように、本実施形態によれば、被検体１０より放出される核磁気共鳴信号をＳＱＵＩＤ２０により検出し、さらに、静磁場及び傾斜磁場の発生兼用のループコイルよりなる磁場コイル２２を用いるので、静磁場を発生するために永久磁石、常電導磁石、超電導磁石等の大型、大重量の静磁場発生用の磁石が不要であり、さらに設置条件の自由度が高く小型かつ軽量な磁気共鳴イメージング装置を提供することができる。
【００８２】
なお、本実施形態では、ｚ軸を回転軸として回転する合成磁場を形成する場合を例に説明したが、磁場コイル２６ａ、２６ｂ、２６ｃの回転軸を適宜設定することにより、種々のスライス方向での磁気共鳴イメージングを行うことができる。
【００８３】
また、本実施形態では、３つの磁場コイル２６ａ、２６ｂ、２６ｃにより合成磁場を形成する場合を例に説明したが、合成磁場を形成するための磁場コイルは少なくとも３つあればよく、３つ以上の複数の磁場コイルを用いて合成磁場を形成してもよい。
【００８４】
［変形実施形態］
本発明は上記実施形態に限らず種々の変形が可能である。
【００８５】
例えば、上記実施形態では、寝台上に横になった被検体１０について磁気共鳴イメージングを行う場合について説明したが、被検体１０は寝台上に横になっている必要はない。被検体１０の体勢は、診断部位に対して、本発明による磁気共鳴イメージング装置の各構成要素を配置することができるものであればよい。
【００８６】
また、上記実施形態では、高周波磁場を被検体１０に対して印加するためにソレノイド型のＲＦコイル１８を用いる場合について説明したが、ソレノイド型に代えて、サドル型やバードケージ型等の他の型のコイルを用いてもよい。
【００８７】
また、上記実施形態では、水素原子核の核磁気共鳴に基づく磁気共鳴イメージングの場合を例に説明したが、本発明は、水素原子核のみならず、他の核種の核磁気共鳴に基づく磁気共鳴イメージングに適用することができる。
【００８８】
また、上記実施形態では、磁気共鳴イメージング装置を単独で用いる場合を例に説明したが、磁気共鳴イメージング装置を単独で用いるのみならず、本発明による磁気共鳴イメージング装置をＩＶＲのモニタ等に適用することもできる。
【図面の簡単な説明】
【００８９】
【図１】本発明の第１実施形態による磁気共鳴イメージング装置の構成を示す概略図である。
【図２】本発明の第２実施形態による磁気共鳴イメージング装置の構成を示す概略図である。
【図３】本発明の第２実施形態による磁気共鳴イメージング装置における磁場コイルにより形成される等磁場面を示す概略図である。
【図４】本発明の第３実施形態による磁気共鳴イメージング装置の構成を示す概略図である。
【図５】本発明の第３実施形態による磁気共鳴イメージング装置における磁場コイルにより形成される合成磁場を示す概略図である。
【符号の説明】
【００９０】
１０…被検体
１２ａ、１２ｂ…永久磁石
１４ａ、１４ｂ…ｚ方向勾配コイル
１６ａ、１６ｂ、１６ｃ、１６ｄ…ｘ方向勾配コイル
１８…ＲＦコイル
２０…ＳＱＵＩＤ
２２…磁場コイル
２４…等磁場面
２６ａ、２６ｂ、２６ｃ…磁場コイル
２８…高周波電力アンプ
３０…直流電源
３２…信号処理装置
３４…表示装置
３６…合成磁場
【図１】
2005137411.tif 000003
【図２】
2005137411.tif 000004
【図３】
2005137411.tif 000005
【図４】
2005137411.tif 000006
【図５】
2005137411.tif 000007