(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場を発生する手段と，第１のコイルと該第１のコイルを取り囲む第２のコイルとを具備して鉛直方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと,検査対象を搭載されるベッドと有し,
前記静磁場を発生する手段と，前記傾斜磁場コイルとは,前記ベットの下方のみに配置され，前記第１のコイルが発生する磁場の方向が前記第２のコイルが発生する磁場の方向と逆方向であり, 前記静磁場を発生する手段の上面の形状は凹曲面であり,前記傾斜磁場コイルは前記凹曲面に沿って配置されることを特徴とする磁場発生装置。
【請求項２】
請求項１に記載の磁場発生装置に於いて，前記第１及び第２のコイルの各コイルは円の形状を有することを特徴とする磁場発生装置。
【請求項３】
請求項２に記載の磁場発生装置に於いて，前記第１及び第２のコイルは同心に配置されることを特徴とする磁場発生装置。
【請求項４】
請求項２に記載の磁場発生装置に於いて，前記第１及び第２のコイルの半径が１５ｃｍ以上，３５ｃｍ以下であること特徴とする磁場発生装置。
【請求項５】
請求項１に記載の磁場発生装置に於いて，前記第１及び第２のコイルの各コイルは８の字の形状を有し一部に不連続部をもつ円の形状をもつことを特徴とする磁場発生装置。
【請求項６】
請求項５に記載の磁場発生装置に於いて，前記第１及び第２のコイルは同心に配置されることを特徴とする磁場発生装置。
【請求項７】
請求項５に記載の磁場発生装置に於いて，前記第１及び第２のコイルの半径が１５ｃｍ以上，３５ｃｍ以下であること特徴とする磁場発生装置。
【請求項８】
請求項１に記載の磁場発生装置に於いて，前記静磁場を発生する手段は，水平方向の前記静磁場を発生し，水平方向で対向するマグネット，又は，コイルのなす面が水平方向で対向するコイルを有すること特徴とする磁場発生装置。
【請求項９】
請求項１に記載の磁場発生装置に於いて，前記静磁場を発生する手段は，鉛直方向の前記静磁場を発生するマグネット，又は，静磁場発生コイルを有すること特徴とする磁場発生装置。
【請求項１０】
水平方向又は鉛直方向の静磁場を発生する手段と，半径の異なる２つの円形コイルを有し鉛直方向に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルと,検査対象を搭載されるベッドと有し,
前記静磁場を発生する手段と，前記傾斜磁場コイルとは,前記ベットの下方のみに配置され，前記２つのコイルが発生する磁場の方向が逆方向であり, 前記静磁場を発生する手段の上面の形状は凹曲面であり,前記傾斜磁場コイルは前記凹曲面に沿って配置されることを特徴とする磁場発生装置。
【請求項１１】
請求項１０に記載の磁場発生装置に於いて，前記２つの円形コイルの半径が１５ｃｍ以上，３５ｃｍ以下であること特徴とする磁場発生装置。
【請求項１２】
鉛直方向に静磁場を発生する手段と，前記静磁場が発生された空間で検査対象が搭載されるベットと，第１のコイルと該第１のコイルを取り囲む第２のコイルとを備えて鉛直方向に傾斜磁場を発生する第１の傾斜磁場コイルと，前記静磁場の不均一よりも大きい強度をもつスライス方向の傾斜磁場を発生する第２の傾斜磁場コイルと，前記静磁場の不均一よりも大きい強度をもつ位相エンコード方向の傾斜磁場を発生する第３の傾斜磁場コイルと，感度分布を時間軸に沿って複数回変化させてリードアウト方向に関する位置情報を付与する受信ＲＦコイルとを具備し，前記第１の傾斜磁場コイル及び前記静磁場を発生する手段が前記ベットの下方のみに配置され，前記第１のコイルが生じる磁場の方向は，前記第２のコイルが生じる磁場の方向と逆方向であり,前記静磁場を発生する手段の上面の形状は凹曲面であり,前記傾斜磁場コイルは前記凹曲面に沿って配置されることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項１３】
請求項１２に記載のＭＲＩ装置に於いて，前記第１及び第２のコイルの半径が１５ｃｍ以上，３５ｃｍ以下であること特徴とするＭＲＩ装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は，検査対象が搭載されるベットの下方にのみ配置されるオープン型の磁場発生装置，及びこれを用いるＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置に係わり，特にインターベンショナルＭＲＩ装置に適した磁場発生装置，及び装置に係わる。
【０００２】
【従来の技術】
以下の説明で使用する用語を以下の通り定義する。
「合成磁場」：静磁場を発生する手段により発生される静磁場と鉛直方向の傾斜磁場とを合成した磁場をいう。
「静磁場の不均一」：撮影領域内に於ける静磁場の最大磁場強度と最小磁場強度の差をいう。
「静磁場（の）均一度」：「静磁場の不均一」を撮影領域内に於ける静磁場の平均磁場強度で割った値をいう。
「合成磁場の不均一」：撮影領域内に於ける合成磁場の最大磁場強度と最小磁場強度の差をいう。
「合成磁場（の）均一度」：「合成磁場の不均一」を撮影領域内に於ける合成磁場の平均磁場強度で割った値をいう。
【０００３】
医療コスト低減に最も効果的な方法は入院期間を短縮することである。内視鏡下手術，超音波加熱凝固治療等の低侵襲手術の普及により入院期間の劇的な短縮が期待されている。特に，開口部が広く多方向から患者にアクセスできるＭＲＩ装置（例えば，特開平１０−５７３４４号公報，特開平１０−５７３４５号公報，特開平１０−５７３４６号公報：従来技術−１）は，放射線被曝の問題がないことから低侵襲手術実現のための最有力機器と目され，インターベンショナルＭＲＩ装置（術中ＭＲＩ装置）装置の実用化が期待されている。図２は，広い開口部をもつ従来技術のＭＲＩ装置の例を示す斜視図であり，上下の方向で対向する，上方に配置される静磁場発生手段２１０と下方に配置される静磁場発生手段２００を示している。
【０００４】
従来技術のＭＲＩ装置で要求されている静磁場均一度のレベルは，３０ｃｍ程度の領域で１０ｐｐｍ以下である。一方，不均一な静磁場下でＭＲ画像を取得することを目的として，事前に計測した磁場マップを利用し画像歪みを低減する方法（K.Sekihara:"NMR Imaging for Magnets with Large Nonuniformities",IEEE Trans.Med.Imag.,vol.MI-4,no.4,pp.193-199(1985)：従来技術−２）や，ＲＦ磁場の動的制御により位置情報を付与する方法（特開平８−３２２８１４号公報：従来技術−３，特開平９−０１９４１０号公報：従来技術−４）が知られている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
図２に示す従来技術のＭＲＩ装置は，トンネル型の空間に静磁場が形成される一般のＭＲＩ装置と比較すると開放度は高いものの，大型の手術道具や超音波加熱凝固治療装置を上方，及び下方に配置されるの静磁場発生手段の間に搬入することは困難であり，さらなる開放度の向上がユーザー（医師）から要求されている。仮りに，図２に示す上方に配置される静磁場発生手段２１０のない形状とし，下方にのみ配置されるマグネット（静磁場発生手段２００）（以下，オープン型マグネットという）を使用して，開放度がより向上したＭＲＩ装置（以下，オープン型ＭＲＩ装置という）が実現すると，大型の手術道具や超音波加熱凝固治療装置の使用が容易となる。
【０００６】
オープン型マグネットを使用する場合の最大の課題は，従来技術のＭＲＩ装置で要求されているレベルの静磁場均一度（鉛直方向での３０ｃｍ程度の領域で１０ｐｐｍ以下）を実現する点にある。床上に置かれる下方のマグネットのみを用いるオープン型マグネットでは，静磁場均一度は鉛直方向での２０ｃｍの領域でも１０％程度となり，現状のＭＲＩ装置の約１００００倍（４桁）の劣化となる。
【０００７】
一般に，静磁場の分布に不均一があると，ＭＲ画像の歪みやボケや信号欠落につながるが，静磁場均一度が現状のＭＲＩ装置の１００００倍に劣化した場合は，核磁気共鳴信号の取得そのものが困難である。従来技術−２，−３，−４の方法を用いれば，現状のＭＲＩ装置よりも１桁以上静磁場均一度が劣化しても歪みの小さい画像を取得可能である。しかし，現状のＭＲＩ装置よりも４桁静磁場均一度が劣化する場合には，従来技術−２，−３，−４の方法は適用困難である。
【０００８】
従来技術−２に示された磁場マップを利用し画像歪みを低減する補正技術は，リードアウト傾斜磁場強度が静磁場の不均一に対して十分大きいことを前提とした補正技術である。このため，傾斜磁場強度を現状と同等とする場合，補正適用の限界は現状よりも１桁程度の静磁場均一度の劣化までである。傾斜磁場強度を強化すれば，より大きな静磁場の不均一を有するマグネットにも適用可能であるが，リードアウト傾斜磁場強度を大きくすると信号受信時に広い計測帯域が必要となる。計測信号のＳ／Ｎは計測帯域の０．５乗に比例して劣化する。
【０００９】
オープン型マグネットの鉛直方向の静磁場均一度は，現状のＭＲＩ装置の静磁場均一度よりも４桁程度劣化するため，オープン型マグネットを使用するオープン型ＭＲＩ装置では，鉛直方向の位置情報の取得は困難である。オープン型マグネットを使用するオープン型ＭＲＩ装置では，鉛直方向での静磁場の分布の不均一の改善が課題である。
【００１０】
従来技術−３，又は従来技術−４に示されたＲＦ磁場の動的制御により位置情報を付与する方法では，傾斜磁場を用いないため１軸方向については，現状よりも２桁以上静磁場均一度が劣化しても位置情報を取得可能である。しかし，残りの２軸方向については傾斜磁場による位置情報付与が必要であり，残りの２軸方向の位置情報には歪みが生じる。オープン型マグネットを使用するオープン型ＭＲＩ装置では，正確に位置情報を付与することが大きな課題である。
【００１１】
本発明の目的は，上記の課題を解決し，静磁場均一度が劣化しても，Ｓ／Ｎが大きく劣化せず歪みの小さい画像の撮影を可能とし，検査対象が搭載されるベットの下方にのみ配置されるオープン型の磁場発生装置，及び，これを用いるオープン型ＭＲＩ装置を提供することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
本発明の磁場発生装置は，ＭＲＩ装置に於いて検査対象が搭載されるベットの下方にのみ配置され使用される。磁場発生装置は，静磁場を発生する手段として，水平方向の静磁場を発生する，水平方向で対向し磁気的に結合されるマグネット又はコイルの面が水平方向で対向するコイルを具備し，あるいは，鉛直方向の静磁場を発生するマグネット又は静磁場発生コイルを具備する。また，磁場発生装置は，鉛直方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイルを具備する。傾斜磁場コイルは，第１のコイルと第１のコイルを取り囲む第２のコイルとから構成され，第１及び第２のコイルは平面上又は曲面上に配置される。傾斜磁場コイルは，静磁場を発生する手段の上又は上方に配置される。
【００１３】
第１及び第２のコイルには逆方向の電流が流され，第１のコイルが発生する磁場の方向は，第２のコイルが発生する磁場の方向と逆方向である。第１及び第２のコイルに逆方向の電流を流すことにより，静磁場を発生する手段により発生される静磁場の均一度を改善し，静磁場と鉛直方向の傾斜磁場との合成磁場の均一度を，現状のＭＲＩ装置の静磁場均一度に対して２桁以下の劣化に抑える。
【００１４】
第１及び第２のコイルは同一の平面上又は同一の曲面上（凹状の曲面又は凸状の曲面）に配置され，あるいは，第１及び第２のコイルの各コイルはそれぞれ異なる平面上又は異なる曲面上に配置される。第１及び第２のコイルは円の形状，あるいは，変形した８の字の形状を有し一方向に不連続部をもつ円の形状をもち，第１及び第２のコイルは同心に配置される。第１及び第２のコイルの半径は１５ｃｍ以上，３５ｃｍ以下とする。
【００１５】
本発明の磁場発生装置を使用するＭＲＩ装置では，各方向に関する位置情報の付与を次のように行なう。受信ＲＦコイルを動的に制御し，受信ＲＦコイルの感度分布を時間軸に沿って複数回変化させて，リードアウト方向に関する位置情報を付与する。静磁場の不均一よりも十分大きい強度（静磁場の不均一よりも少なくとも２桁以上大きな傾き）をもつ傾斜磁場の印加により，残りの２方向（スライス方向，位相エンコード方向）に関する位置情報を付与する。より詳細に説明すると，本発明のＭＲＩ装置は，鉛直方向に静磁場を発生する手段と，静磁場が発生された空間で検査対象が搭載されるベットと，第１のコイルと第１のコイルを取り囲む第２のコイルとが平面上又は曲面上に配置され，鉛直方向の傾斜磁場を発生する第１の傾斜磁場コイルと，静磁場の不均一よりも大きい強度をもつスライス方向の傾斜磁場を発生する第２の傾斜磁場コイルと，静磁場の不均一よりも大きい強度をもつ位相エンコード方向の傾斜磁場を発生する第３の傾斜磁場コイルと，感度分布を時間軸に沿って複数回変化させてリードアウト方向に関する位置情報を付与する受信ＲＦコイルとを具備する。本発明のＭＲＩ装置では，第１の傾斜磁場コイル及び静磁場を発生する手段はベットの下方に配置され，第１及び第２のコイルには逆方向の電流が流され，第１のコイルが発生する磁場の方向は，第２のコイルが発生する磁場の方向と逆方向である。また，第１及び第２のコイルの半径が１５ｃｍ以上，３５ｃｍ以下である。
【００１６】
【発明の実施の形態】
ＭＲＩ装置は，核磁気共鳴を利用して検査対象の断層像を計測する装置である。図１は，本発明のＭＲＩ装置の構成の一例を示す図である。図１に於いて，検査対象（被写体）１０３は，静磁場を発生する手段及び鉛直方向の傾斜磁場を発生するコイルを具備する磁場発生装置１０１，及び，鉛直方向に直交する２方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０２の上方に設置される。傾斜磁場コイル１０２の上方に，検査対象１０３が搭載されるベッド２２０，２３０が配置される。静磁場を発生する手段は，水平方向の静磁場を発生する，水平方向で対向し磁気的に結合されるマグネット又はコイルのなす面が水平方向で対向する１対のコイル，あるいは，鉛直方向の静磁場を発生する，床上に置かれるマグネット又は静磁場発生コイルである。
【００１７】
シーケンサ１０４は，傾斜磁場電源１０５，ＲＦパルス発生器１０６に命令を送り，鉛直方向に直交する２方向の傾斜磁場を傾斜磁場コイル１０２より発生させ，ＲＦパルスを照射用コイル１０７より発生させる。また，シーケンサ１０４は，図示しない傾斜磁場電源に命令を送り，鉛直方向の傾斜磁場をコイル４１−１，４１−２，４１’−１，４１’−２より発生させる。さらに，シーケンサ１０４は，図示しない磁場電源に命令を送り，静磁場を１対の静磁場発生コイル９１−１，９１ー２により発生させる場合もある。
【００１８】
通常，ＲＦパルスは，ＲＦパルス発生器１０６の出力をＲＦパワーアンプ１１５により増幅し，照射用コイル１０７を通じて検査対象１０３に印加される。検査対象１０３から発生した核磁気共鳴信号は受信用コイル１１６により受波される。照射用コイル１０７は，検査対象１０３が搭載されるベッド２２０，２３０とマグネット３００，３０１（又は，１対の静磁場発生コイル９１−１，９１ー２）との間の空間，あるいは，ベッド２２０，２３０の内部に配置される。受信用コイル１１６は，検査対象１０３の検査対象部位（撮影部位）に近接する空間に配置される。
【００１９】
受信用コイル１１６は検査対象１０３の内部に挿入される場合もある。受信用コイル１１６により受波された信号は，受信器１０８により，Ａ／Ｄ変換（サンプリング），検波が行われる。検波の基準とする中心周波数（磁気共鳴周波数）は，シーケンサ１０４によりセットされる。検波された信号は計算機１０９に送られ，ここでリサンプリング処理された後，画像再構成等の信号処理が行われる。画像再構成等の結果はディスプレイ１１０に表示される。
【００２０】
必要に応じて，記憶媒体１１１に信号や測定条件を記憶させることもできる。静磁場均一度を調整する必要がある時は，シムコイル１１２を使う。シムコイル１１２は複数のチャネルからなり，シム電源１１３により電流が供給される。静磁場均一度の調整時には，複数のチャネルの各コイルに流れる電流をシーケンサ１０４により制御する。シーケンサ１０４はシム電源１１３に命令を送り，静磁場の不均一を補正する付加的な磁場をシムコイル１１２より発生させる。
【００２１】
なお，シーケンサ１０４は，各装置がプログラムされたタイミング，強度で動作するように制御を行なう。このプログラムのうち，特にＲＦパルスの印加，傾斜磁場の印加，核磁気共鳴信号の受信のタイミングや，ＲＦパルスと傾斜磁場の強度を記述したものは撮影シーケンスと呼ばれている。
（第１の実施例）
第１の実施例では，鉛直方向の静磁場を発生するオープン型マグネットを使用する磁場発生装置とこれを用いるオープンＭＲＩ装置について説明する。
【００２２】
図３は，本発明のオープン型ＭＲＩ装置の例を示す斜視図である。図３に示すオープンＭＲＩ装置では，図２に示す上方の上方に配置される静磁場発生手段２１０を取り外した外観をもち，床上に置かれ，鉛直方向の静磁場を発生するオープン型マグネット３００を磁場発生装置１０１として使用している。
【００２３】
図３に示すように，オープン型マグネット３００の鉛直方向の上方に，ｘｙ面にフラットな形状をもち検査対象が置かれるベッド２２０が設置されており，検査対象１０３の検査対象部位はオープン型マグネット３００の上方の５ｃｍ〜２５ｃｍの空間に配置されている。検査対象１０３が搭載されるベッド２２０の天板は天板支持台の上でｘ，ｙ方向で移動可能である。
【００２４】
マグネットは検査対象１０３の下方にのみ存在するため，図１１に示すように検査対象１０３の上方に大型の超音波加熱凝固治療装置９９９を配置することが可能となる。同様に，レーザー治療装置，手術用ロボットマニュピュレータなどを検査対象１０３の上方に配置することも可能である。また，オープン型マグネット３００とベッド２２０の位置関係を図１２に示すように配置にすれば，装置全体の寸法をよりコンパクトにすることができる。図１１，図１２に示す構成では，ベッド２２０に検査対象１０３は横たわり，オープン型マグネット３００の上方の空間に検査対象の検査対象部位が配置される。ベッド２２０は非磁性体から構成される。検査対象１０３が搭載されるベッド２２０の天板は天板支持台の上でｘ，ｙ方向で移動可能である。
【００２５】
ここで，鉛直方向をｚ軸方向とし，検査対象１０３の体軸方向をｙ軸方向とする。オープン型マグネット３００のｘｙ面の形状は円形とし，円の半径は５０ｃｍとする。円の中心をｘ＝ｙ＝０，ｚ方向にはオープン型マグネット３００の上端をｚ＝０とし，オープン型マグネット３００の上方をｚ軸の正の方向とする。
【００２６】
このオープン型マグネット３００では，ｘｙ面の中心付近の半径１０ｃｍの範囲に於いて，５ｃｍ＜ｚ＜２５ｃｍの範囲では，静磁場強度はｚ軸方向に沿って線形に低下する（ｚ＝５ｃｍの位置の静磁場強度が１Ｔであるとする）。この時，ｚ＝２５ｃｍの位置の静磁場強度は約０．７Ｔとなる。ｚ軸方向の静磁場均一度は±約１８％であり，現状のＭＲＩ装置の静磁場均一度が±１０ｐｐｍであるとすると，静磁場均一度が４桁以上劣化する。
【００２７】
図４は，本発明の第１の実施例の磁場発生装置の構成を示す図であり，円形マグネットと鉛直方向（ｚ軸方向）の傾斜磁場コイルの配置例を示す図である。図４（Ａ）は斜視図，図４（Ｂ）は上面図である。
【００２８】
ｚ軸方向の静磁場均一度を改善するため，図４に示すように，ｚ軸方向の傾斜磁場コイルを半径の異なる２つのコイル４１−１と４１−２で構成し，２つのコイルには逆方向の電流を流す。２つのコイルは同心円形であり，コイル４１−１の半径は３０ｃｍ，コイル４１−２の半径は２０ｃｍとする。２つのコイル４１−１，４１−２の中心は，円筒形のオープン型マグネット３００は円筒の中心軸に一致するように配置されている。ｚ軸方向の傾斜磁場コイル４１−１，４１−２の上方にベッド２２０が配置される。
【００２９】
図５は，本発明の第１の実施例に於いて，オープン型マグネット３００及びコイル４１−１，４１−２を有する磁場発生装置により生成される磁場の計算例を示す図である。ｘｙ面の中心付近の半径１０ｃｍの範囲に於いて，５ｃｍ＜ｚ＜２５ｃｍの範囲では，２つのコイル４１−１，４１−２がそれぞれ生成する磁場強度は，ｚ軸方向に沿ってほぼ線形に変化する。コイル４１−１の生成する磁場の極性は正であり，コイル４１−２の生成する磁場の極性は負であり，コイル４１−１，４１−２の生成する磁場強度は何れも低下する。この時，コイル４１−１がｚ＝５ｃｍの位置で生成する磁場強度が０．４３Ｔ，コイル４１−２がｚ＝５ｃｍの位置で生成する磁場強度が−０．５８Ｔとなるように，コイルに流れる電流を設定する。コイル４１−１の巻数を５４０，コイル４１−２の巻数を５０５とすると，コイル４１−１とコイル４１−２に流す電流値はいずれも約４００Ａとなる。
【００３０】
オープン型マグネット３００の生成する磁場と，コイル４１−１，４１−２が生成する磁場とを合成した合成磁場について考える。ｘｙ面の中心付近の半径１０ｃｍの範囲に於いて，５ｃｍ＜ｚ＜２５ｃｍの範囲では，合成磁場均一度が向上し，０．８５Ｔを中心として合成磁場均一度は±１０００ｐｐｍ以下となる。この値は，現状のＭＲＩ装置の静磁場均一度よりも２桁劣化している。図５に示すように，コイルの生成する磁場は，ｚ軸方向に沿って最初は線形に変化していき，やがてゼロに漸近していく。変曲点のｚ座標はコイルの寸法が小さいほど小さい。コイル４１−１の生成する磁場の極性は正であり，コイル４１−２の生成する磁場の極性は負であり，コイル４１−１，４１−２の生成する磁場強度は何れも低下する。
【００３１】
検査対象がベッド２２０に寝ているとき，検査対象１０３の厚みは２０ｃｍ程度であることから，少なくともｚ＜２０ｃｍの範囲では合成磁場均一度を向上させたいことから，コイル４１−１，４１−２の半径の望ましい値は１５ｃｍから３５ｃｍの範囲である。合成磁場が最も均一な状態を定常状態とし，コイル４１−１，４１−２に流れる電流を増減させることにより，鉛直方向の傾斜磁場を生成できる。例えば，コイル４１−１，４１−２に流れる電流をゼロとした場合は，合成磁場はオープン型マグネット３００の生成する磁場と等価となる。この時の鉛直方向の傾斜磁場強度は約１５００ｍＴ／ｍとなり，現状のＭＲＩ装置で用いられている傾斜磁場強度よりも約２桁大きな値である。なお，図４に示したコイル４１−１，４１−２の形状は円形でなく多角形でも良い。
【００３２】
図６は，本発明の第１の実施例に於ける撮影シーケンスの例を示す図である。ここでは，ｚ方向をスライス方向，ｘ方向をリードアウト方向，ｙ方向を位相エンコード方向として選択する。傾斜磁場として，スライス傾斜磁場Ｇｓ（ｚ軸方向の傾斜磁場）４と位相エンコード傾斜磁場Ｇｅ（ｙ軸方向の傾斜磁場）２を用いる。まず，スライス傾斜磁場４と同時に励起ＲＦ磁場１を照射し，所望の厚さを持ったスライス断面の内部に存在する原子核を励起する。
【００３３】
上述したように，オープンＭＲＩ装置で使用する磁場発生装置による合成磁場均一度は，現状のＭＲＩ装置よりも２桁劣化している。このため，現状のＭＲＩ装置で用いられているスライス傾斜磁場強度を用いて撮影を行なうと，スライス断面が平面とならず曲面となってしまう。この曲面は不均一な合成磁場の分布に沿った形となる。このことは医師による検査対象の内部の位置情報の把握を著しく阻害する。スライス傾斜磁場強度を現状のＭＲＩ装置で用いられている強度よりも２桁増加させることにより，現状のＭＲＩ装置で得られるスライス断面と同程度の歪みのスライスを設定できる。
【００３４】
２次元画像を取得する方法について説明する。従来技術−３，又は従来技術−４に開示されたＲＦ磁場の動的制御（受信ＲＦコイルの感度分布を時間軸に沿って変化させる動的制御）により，検査対象のリードアウト方向（ｘ方向）の位置情報（プロジェクション）を得る。即ち，受信ＲＦコイル（プローブ）の感度分布を時間軸に沿って複数回変化させながら，ＦＩＤ（free induction decay）信号９６を複数回計測して１次元像再構成を行なう。図６では，信号計測の時刻ｔ１，ｔ２，…，ｔＮに於いて，プローブの感度分布を予め設定された関数ｆ１，ｆ２，…，ｆＮとなるように変化させることを示している。受信ＲＦコイルの感度分布に傾斜をもたせるとともにその感度分布を変化させることにより，この感度分布の傾斜方向（リードアウト方向）の位置情報を付与する制御をできる。時間的に変化するプローブの感度分布を表わす関数ｆ１，ｆ２，…，ｆＮにより定義される感度マトリックスの行列式がゼロとならないように感度分布を変化させことにより（従来技術−３），又は，受信ＲＦコイル（プローブ）の感度分布をWavelet基底関数に従って複数回時間的に変化させることにより（従来技術−４），検査対象の特定方向のプロジェクションを再構成できる。
【００３５】
傾斜磁場によりリードアウト方向の位置情報を付与する撮影法では，リードアウト傾斜磁場強度を大きくすると信号受信時に広い計測帯域が必要となる。計測信号のＳ／Ｎは計測帯域の０．５乗に比例して劣化する。本発明では，リードアウトの位置情報はＲＦ磁場の動的制御（受信ＲＦコイルの感度分布の動的制御）により取得するため，リードアウト傾斜磁場が不要であり，計測帯域を狭くできるため傾斜磁場強度強化に伴うＳ／Ｎ劣化が少ない。
【００３６】
再構成される２次元画像の位相エンコード方向の画素数を１２８とすると，位相エンコード傾斜磁場Ｇｅ（２）の印加量を１２８回ステップ状に変化させ，受信ＲＦコイル（プローブ）の感度分布を時間軸に沿って変化させながら，前述のプロジェクションを求める手順を繰り返す。得られた１２８個のプロジェクションを位相エンコード傾斜磁場印加方向にフーリエ変換することにより，２次元画像を得る。本発明では３軸方向のうち１軸方向については，ＲＦ磁場の動的制御（受信ＲＦコイルの感度分布の動的制御）により位置情報を取得する。その他の２軸方向については，オープン型マグネットを使用する磁場発生装置による合成磁場均一度が現状のＭＲＩ装置の静磁場均一度に対して２桁劣化していても，傾斜磁場強度を２桁強化すれば，画像歪みは現状のＭＲＩ装置と同程度である。傾斜磁場電源の容量を小さく抑えたい等の理由により，傾斜磁場強度を１桁程度しか強化できない場合は画像に歪みが生じるが，この歪みは従来技術−２により，除去あるいは低減できる。従来技術−２では，まず，不均一な静磁場の分布を事前に計測しておく。不均一な静磁場下で取得したＭＲ画像は，磁場不均一性による画像の歪みと濃度値の変化を含んでいる。静磁場の分布（磁場マップ）を利用し，磁場不均一性の影響（磁場不均一性による画像の歪みと濃度値の変化）を補正し，磁場不均一性の影響を含んだ画像からこれらの影響を除去する。
【００３７】
照射ＲＦ磁場１のフリップ角を１０度以下に設定し，ＴＲ（繰り返し時間）を２ミリ秒にすると，２５６ミリ秒で２次元画像が得られる。あるＧｅ印加量について新たに計測したデータを，１巡前の同じＧｅ印加量のデータと入れ替えながら撮影すれば，リアルタイムに動画を表示することもできる。
【００３８】
図６に示す例では，ＲＦ磁場の動的制御（受信ＲＦコイルの感度分布の動的制御）により，検査対象のリードアウト方向の位置情報（プロジェクション）を得たが，関心領域（視野）を１０ｃｍ以下に限れば，従来技術−２に示された磁場マップを利用し画像歪みを低減する補正技術を用いて，歪みの小さい画像を取得可能である。これは関心領域（視野）を小さくすれば，オープン型マグネットを使用する磁場発生装置による合成磁場均一度を現状のＭＲＩ装置の静磁場均一度に対して１桁以下の劣化に抑えることが可能なためである。この場合，視野が小さくなるという欠点があるが，感度分布の動的制御が可能な特殊な受信ＲＦコイルが不要となるという効果がある。
【００３９】
また，図４に示す例では，上面（ｘｙ面）にフラットな形状をもつオープン型マグネット３００の上方の空間に検査対象が横たわる例について説明したが，図７に示すように，磁場発生装置１０１に使用する鉛直方向の静磁場を発生するオープン型マグネット３０１の上面の形状を凹曲面７１の形状とすることにより，合成磁場の均一な空間の領域や，傾斜磁場の線形な空間の領域を広げることが可能である。この場合，先に説明した，磁場発生装置１０１を構成するマグネット要素，傾斜磁場コイルともに凹曲面７１に沿って曲面上に構成する。凹曲面７１にフイットする凹曲面をもつベッド２３０に検査対象１０３は横たわり，オープン型マグネット３０１の上方の空間に検査対象の検査対象部位が配置される。ベッド２２０，２３０は非磁性体から構成される。検査対象１０３が搭載されるベッド２３０の天板は天板支持台の上でｘ，ｙ方向で移動可能である。
（第２の実施例）
第２の実施例では，水平方向の静磁場を発生する磁場発生装置１０１について説明する。
【００４０】
図８は，本発明の第２の実施例に於ける磁場発生装置１０１に使用するオープン型マグネットの形状例を示す図である。水平方向の静磁場を発生するオープン型マグネットとしては，図８に示すように，水平方向で対向し磁気的に結合される２つの永久磁石を用いる。永久磁石は，図示しない筐体に囲まれており，その筐体の上方の空間にベッド２３０を配置する。
【００４１】
図９は，本発明の第２の実施例に於ける磁場発生装置に使用する１対の静磁場発生コイル９１−１，９１−２の配置の例を示す図である。静磁場発生コイル９１−１，９１−２は，図示しない筐体に囲まれ，かつ，その筐体に支持されており，その筐体の上方の空間にベッド２３０を配置する。
【００４２】
第２の実施例の磁場発生装置１０１に使用するオープン型マグネット（図８）又は静磁場発生コイル（図９）により発生される静磁場に於いても，鉛直方向（ｚ軸方向）での静磁場均一度は，現状のＭＲＩ装置での静磁場の均一度よりも４桁以上劣化する。ｚ軸方向での静磁場均一度を改善するため，図１０に示すように，ｚ軸方向の傾斜磁場コイルを半径の異なる２つのコイル４１’−１，４１’−２で構成し，２つのコイル４１’−１，４１’−２には逆方向の電流を流す。２つのコイル４１’−１，４１’−２はそれぞれ，ｙ方向に不連続部をもつ変形した８の字型のコイルであり，全体として円形の形状をもち同心に配置される。コイル４１’−１の直径は３０ｃｍ，コイル４１’−２の直径は２０ｃｍとする。
【００４３】
ｘｙ面の中心付近の半径１０ｃｍの範囲に於いて，コイル４１’−１，４１’−２はそれぞれ，ｘ方向と−ｘ方向の磁場を生成する。５ｃｍ＜ｚ＜２５ｃｍの範囲では２つのコイル４１’−１，４１’−２がそれぞれ生成するｘ方向と−ｘ方向の磁場の強度は，ｚ軸方向に沿ってほぼ線形に変化する。コイル４１’−２が生成する磁場の強度は，コイル４１’−１が生成する磁場の強度と比較して，ｚ軸方向に沿ってより急峻に変化する。
【００４４】
第１の実施例に於ける説明と同様に，２つのコイル４１’−１，４１’−２に流れる電流を適切に設定することにより，ｘｙ面の中心付近の半径１０ｃｍの範囲に於いて，５ｃｍ＜ｚ＜２５ｃｍの範囲で，マグネット，又は，静磁場発生コイルが生成する磁場と，コイル４１’−１，４１’−２とが生成する磁場を合成した磁場の均一度，即ち，合成磁場均一度を向上できる。また，この合成磁場が最も均一な状態を定常状態とし，コイル４１’−１，４１’−２に流れる電流を増減させることにより，鉛直方向の傾斜磁場を生成できる。なお，図１０に示したコイル４１’−１，４１’−２の形状は８の字型であれば良く，全体としての形状は円形でなく多角形でも良い。
【００４５】
図８，図９に示す磁場発生装置を用いるオープンＭＲＩ装置では，図８に示すように，水平方向で対向する２つの永久磁石の上方の空間，あるいは，図９に示す１対の静磁場発生コイル９１−１と９１−２の上方の空間に，検査対象１０３を搭載するベッド２３０が配置される。磁場発生装置により合成磁場が発生されている空間に検査対象の検査対象部位が配置される。検査対象１０３が搭載されるベッド２３０の天板は天板支持台の上で少なくともｙ方向で移動可能である。
【００４６】
水平方向で対向する２つの永久磁石，１対の静磁場発生コイル９１−１，９１−２は，ベッド２３０の長軸方向に直交する方向に配置される。図３に示す第１の実施例のオープン型マグネット３００を使用する磁場発生装置１０１と比較すると，図８，図９に示す第２の実施例の磁場発生装置１０１は，フラットな形状を両側面にもつので，医師は検査対象の側面からのアプローチが容易となるという効果がある。即ち，医師は検査対象の体軸に直交する方向から検査対象にアプローチできる。
【００４７】
図８〜図１０に示す例では，検査対象１０３は，図７に示す凹曲面をもつベッド２３０に横たわるが，図３に示すフラットな形状ベッド２２０に横たわる構成としても良い。
【００４８】
また，第１の実施例に於ける説明と同様に，リードアウト方向についてはＲＦ磁場の動的制御により位置情報を付与する方法により位置情報を取得し，残りの２方向については静磁場の不均一よりも十分大きい強度（静磁場の不均一よりも少なくとも２桁以上大きな傾き）をもつ傾斜磁場により位置情報を付与することにより，２次元画像を得ることができる。
【００４９】
以上，本発明を特定の形態について説明したが，上記以外の形態についても同様に，リードアウト方向についてはＲＦ磁場の動的制御により位置情報を付与する方法により位置情報を取得し，残りの２方向については静磁場の不均一よりも十分大きい強度（静磁場の不均一よりも少なくとも２桁以上大きな傾き）をもつ傾斜磁場により位置情報を付与することにより，オープン型ＭＲＩ装置により検査対象の断層像を得ることができる。
【００５０】
また，水平方向又は鉛直方向の静磁場を発生させるマグネットとして，永久磁石，電磁石，超電導磁石を使用できることはいうまでもない。更に，静磁場を発生する手段として，常電導コイル又は超電導コイルが鉛直方向の軸を取り囲み巻かれて構成される，鉛直方向の静磁場を発生する静磁場発生コイルを，ベットの下方の床上に配置して，使用できることはいうまでもない。
【００５１】
検査対象の上方に静磁場を発生する手段がないため，大型の手術道具や超音波加熱凝固治療装置を検査対象の上方に設置可能という効果がある。即ち，インターベンショナルＭＲＩ装置（術中ＭＲＩ装置）に於いて，ユーザーニーズに適った装置を提供できるという効果がある。例えば，図６に示した撮影シーケンスでは，２次元画像の取得方法について述べているが，ＭＲＩ装置の分野で公知の技術により，容易に３次元画像撮影に拡張することが可能である。
【００５２】
【発明の効果】
検査対象の下方のみ置かれる磁場発生装置により得られる合成磁場の均一度が劣化しても，Ｓ／Ｎが大きく劣化せず歪みの小さい画像（検査対象の断層像）の撮影を可能とするオープン型ＭＲＩ装置を提供できる。検査対象の上方に静磁場を発生する手段がないため，大型の手術道具，治療のための装置を検査対象の上方に配置できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＭＲＩ装置の構成の一例を示す図。
【図２】広い開口部をもつ従来技術のＭＲＩ装置の例を示す斜視図。
【図３】本発明のオープン型ＭＲＩ装置の例を示す斜視図。
【図４】本発明の第１の実施例の磁場発生装置の構成を示す図であり，円形マグネットと傾斜磁場コイルの配置例を示す図。
【図５】本発明の第１の実施例に於いて，オープン型マグネット及びコイルを有する磁場発生装置により生成される磁場の計算例を示す図。
【図６】本発明の第１の実施例に於ける撮影シーケンスの例を示す図。
【図７】本発明の第１の実施例に於ける磁場発生装置に使用するオープン型マグネットの形状例を示す図。
【図８】本発明の第２の実施例に於ける磁場発生装置に使用するオープン型マグネットの形状例を示す図。
【図９】本発明の第２の実施例に於ける磁場発生装置に使用する１対の静磁場発生コイルの配置の例を示す図。
【図１０】本発明の第２の実施例に適用される傾斜磁場コイルの例を示す図。
【図１１】本発明のオープン型ＭＲＩ装置に超音波加熱凝固治療装置を配置した構成例を示す図。
【図１２】本発明のオープン型ＭＲＩ装置の他の例を示す斜視図。
【符号の説明】
１…励起ＲＦパルス，２…位相エンコード方向の傾斜磁場，４…スライス方向の傾斜磁場，４１−１，４１−２，４１’−１，４１’−２…傾斜磁場コイル，７１…凹曲面，９１−１，９１−２…静磁場発生コイル，９６…信号，１０１…磁場発生装置，１０２…傾斜磁場を発生するコイル，１０３…検査対象，１０４…シーケンサ，１０５…傾斜磁場電源，１０６…ＲＦパルス発生器，１１６…プローブ，１１５…ＲＦパワーアンプ，１０８…受信器，１０９…計算機，１１０…ディスプレイ，１１１…記憶媒体，１１２…シムコイル，１１３…シム電源，２００…下方に配置される静磁場発生手段，２１０…上方に配置される静磁場発生手段，２２０，２３０…ベッド，３００…上部にフラットな形状をもつオープン型マグネット，３０１…上部に凹曲面をもつオープン型マグネット。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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