(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
励起すべき所定の領域にＭＲＩ用の高周波磁場を発生するためのＲＦコイルと、
前記ＲＦコイルが発生する高周波磁場の所定の領域外の成分を打ち消すキャンセル用の高周波磁場を発生するキャンセル用ＲＦコイルと、
前記ＲＦコイルに高周波磁場形成用の信号を供給するとともに、前記キャンセル用ＲＦコイルにキャンセル用の高周波磁場形成用の信号を供給する信号供給手段と、
前記所定の領域外に生じる高周波磁場成分の強度を検出する検出手段と、
前記信号供給手段が出力したキャンセル用の高周波磁場形成用の信号を受けて前記検出手段の検出結果に応じて前記信号の強度を制御するコントローラとを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項２】
請求項１に記載のＭＲＩ装置において、
前記ＲＦコイル及び前記キャンセル用ＲＦコイルは、その中心軸を共通にする円筒状のコイルであり、
前記キャンセル用ＲＦコイルは、前記ＲＦコイルの両端側にそれぞれ配置されていることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項３】
請求項２に記載のＭＲＩ装置において、
前記信号供給手段が出力したキャンセル用の高周波磁場形成用の信号又は前記コントローラが出力したキャンセル用の高周波磁場形成用の信号を２つに分配する分配器と、
前記分配器又は前記コントローラとキャンセル用ＲＦコイルとの間に信号を増幅するアンプを設けたことを特徴とするＭＲＩ装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging））用磁場生成方法及びＭＲＩ装置に関し、特に、磁場均一領域を良好な状態に保ちつつ不要な領域では磁場を発生させないよう配慮した磁場生成方法及びＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置は、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。
【０００３】
均一で強力な静磁場発生を発生するＭＲＩ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周波数（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。
【０００４】
そこで、このラーモア周波数に等しい周波数の高周波パルスを外部より照射すると、スピンが励起されて高いエネルギー状態に遷移する。これを核磁気共鳴現象と言う。この高周波パルスの照射を打ち切ると、スピンはそれぞれの状態に応じた時定数で元の低いエネルギー状態に戻り、この時に外部に電磁波を照射する。
【０００５】
これをその周波数に同調した高周波受信コイル（高周波コイル）で検出する。このとき、空間内に位置情報を付加する目的で、三軸の勾配磁場を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らえることができる。
【０００６】
このようなＭＲＩ装置において、被検体に高周波パルス（高周波磁場）を印加するために、高周波コイルに対して高周波信号を供給している。この高周波信号は位相及び振幅が正確に制御されたものであって、ピーク電力は数ｋＷ〜数十ｋＷに達するものである。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
図４は高周波磁場を被検体に照射するためのＲＦコイル１とそれにより発生する高周波磁場についてＲＦコイル１の中心軸に沿った位置における磁場強度、位置情報を付加するための勾配磁場についてのＲＦコイル１の中心軸に沿った位置における強度分布、及び被検体３と受信コイル２の位置関係を示す説明図である。
【０００８】
ＲＦコイル１により生成される高周波磁場は図４（ｂ）に示すように、ＲＦコイル１のエレメントの範囲内では略均一な分布を有しており、更に外部にも徐々に強度が低下する若干の磁場分布を有している。
【０００９】
また、勾配コイル（図示せず）により生成される勾配磁場も、ＲＦコイル１のエレメントの範囲内では略リニアな傾斜勾配を有しており、ＲＦコイル１の外部で減衰する状態になっている。
【００１０】
ところで、この図４（ｂ）において、ＲＦコイル１のエレメントの範囲内に位置する勾配磁場の点ａと、ＲＦコイル１の範囲外に位置する勾配磁場の点ｂとは、等しい磁場強度になっている。
【００１１】
従って、この点ａと点ｂとは同一の周波数として受信コイル２に受信されることになる。すなわち、本来は範囲外となるべき信号が折り返しを生じて混入することになる。同様にして、勾配磁場のピークから外側の部分で、ピークから内側と磁場強度が等しい位置で折り返しを生じることになる。
【００１２】
このような事態を防止するには、勾配コイルを大きくすることや、受信コイル２を小さくすることが考えられる。しかし、勾配磁場の均一度の点で勾配コイルを大きくすることは好ましくない。また、脊椎付近の信号を均一に検出するために、受信コイル２をある程度大きくする必要がある。この結果、勾配磁場の強度が等しい点の折り返しを防ぐことは困難であった。
【００１３】
本発明は上記の点に鑑みてなされたもので、第一の目的は、位置情報を付加するための勾配磁場に起因して受信信号に折り返しが生じることのないＭＲＩ用磁場生成方法を実現することである。
【００１４】
第二の目的は、位置情報を付加するための勾配磁場に起因して受信信号に折り返しが生じることのないＭＲＩ装置を実現することである。
【００１５】
【課題を解決するための手段】
上記の課題を解決する発明は以下のように構成されたものである。
（１）第１の発明は、励起すべき所定の領域にＭＲＩ用の高周波磁場を発生し、前記高周波磁場の所定の領域外の成分を打ち消すため、前記高周波磁場と逆位相の高周波磁場を前記所定の領域に隣接する領域で発生することを特徴とするＭＲＩ用磁場生成方法である。
【００１６】
このＭＲＩ用磁場生成方法によれば、所定の領域内では所望の高周波磁場が形成され、所定の領域外では高周波磁場の広がりが逆位相の高周波磁場により打ち消される。
【００１７】
従って、所定の領域の内外で勾配磁場の強度が等しくなる点が存在していても、所定の領域外では高周波磁場の強度が極めて小さくなっているため、受信信号に折り返しが発生することがなくなる。
【００１８】
（２）第２の発明は、励起すべき所定の領域にＭＲＩ用の高周波磁場を発生するためのＲＦコイルと、前記ＲＦコイルが発生する高周波磁場の所定の領域外の成分を打ち消すため、キャンセル用の高周波磁場を発生するキャンセル用ＲＦコイルと、前記ＲＦコイルに高周波磁場形成用の信号を供給し、前記キャンセル用ＲＦコイルにキャンセル用の高周波磁場形成用の信号を供給する信号供給手段と、を有することを特徴とするＭＲＩ装置である。
【００１９】
このＭＲＩ装置によれば、所定の領域内ではＲＦコイルにより所望の高周波磁場が形成され、所定の領域外では前記ＲＦコイルによる高周波磁場の広がりがキャンセル用ＲＦコイルによる逆位相の高周波磁場により打ち消される。
【００２０】
従って、所定の領域の内外で勾配磁場の強度が等しくなる点が存在していても、所定の領域外では高周波磁場の強度が極めて小さくなっているため、受信信号に折り返しが発生することがなくなる。
【００２１】
（３）第３の発明は、所定の領域外に生じる高周波磁場の強度を検出する検出手段を備え、前記第２の発明の前記検出手段の検出結果に応じて前記信号供給手段がキャンセル用の高周波磁場形成用の信号強度を制御することを特徴とするＭＲＩ装置である。
【００２２】
このＭＲＩ装置によれば、所定の領域内ではＲＦコイルにより所望の高周波磁場が形成され、所定の領域外の前記ＲＦコイルによる高周波磁場の広がりはキャンセル用ＲＦコイルによる逆位相の高周波磁場により打ち消される。尚、この逆位相の高周波磁場は、検出手段の検出結果により制御されるため、所定の領域外では高周波磁場の強度が確実に小さくなる。
【００２３】
従って、所定の領域の内外で勾配磁場の強度が等しくなる点が存在していても、所定の領域外では高周波磁場の強度が極めて小さくなっているため、受信信号に折り返しが発生することがなくなる。
【００２４】
（４）また、その他の発明としては、前記第２若しくは第３の発明における前記信号供給手段が、高周波磁場形成用の信号の位相を反転したものをキャンセル用の高周波磁場形成用の信号として用いることを特徴とするＭＲＩ装置である。
【００２５】
このＭＲＩ装置によれば、所定の領域内ではＲＦコイルにより所望の高周波磁場が形成され、所定の領域外の前記ＲＦコイルによる高周波磁場の広がりはキャンセル用ＲＦコイルによる逆位相の高周波磁場により打ち消される。尚、この逆位相の高周波磁場は、励起用の高周波磁場形成用の信号の位相を反転した信号により生成される。
【００２６】
従って、所定の領域の内外で勾配磁場の強度が等しくなる点が存在していても、所定の領域外では高周波磁場の強度が極めて小さくなっているため、受信信号に折り返しが発生することがなくなる。
【００２７】
また、この発明のようにして高周波磁場形成用の信号の位相を反転したものをキャンセル用の高周波磁場形成用の信号として用いるＭＲＩ用磁場生成方法の発明によっても、同様な効果を奏することができる。
【００２８】
（５）また、以上の第３の発明のようにして所定の領域外に生じる高周波磁場の強度を検出して、その検出結果に応じてキャンセル用の高周波磁場形成用の信号強度を制御するＭＲＩ用磁場生成方法の発明によっても、第３の発明と同様な効果を奏することができる。
【００２９】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態例を詳細に説明する。
＜ＭＲＩ装置の構成＞
まず、図１を参照してＭＲＩ装置の全体構成を説明する。この図１において、波形発生器１１はラーモア周波数に合致した高周波基準信号（キャリア）と、所望のパルスシーケンスに応じた波形の高周波エンベロープ信号とを発生する。以下、この高周波基準信号と高周波エンベロープ信号とを総称して高周波磁場形成用信号と呼ぶ。
【００３０】
アンプ１２は高周波磁場形成用信号を所定の電力にまで増幅する電力増幅器である。コントローラ１３は後述する検出結果に応じて高周波磁場形成用信号の振幅を調整する調整手段である。このコントローラ１３としては、半導体素子を用いた電子的なアッテネータなどが該当する。
【００３１】
分配器１５はコントローラ１３で調整された高周波磁場形成用信号を２つに分配するものである。１４Ａ及び１４Ｂは分配器１５で分配された高周波磁場形成用信号を所定の電力にまで増幅する電力増幅器である。
【００３２】
尚、以上のコントローラ１３，分配器１５及びアンプ１４が、キャンセル用の高周波磁場形成用信号を供給する信号供給手段を形成している。また、アンプ１４Ａ及び１４Ｂの前段の分配器１５で分配を行うことが、小電力で分配を行えるため好ましい。
【００３３】
２１は所定の領域に高周波磁場を形成するためのＲＦコイルである。２２は所定の領域外に前記ＲＦコイル２１により形成される高周波磁場の成分をキャンセルするために、逆位相の高周波磁場（キャンセル用高周波磁場）を発生するキャンセル用ＲＦコイルである。
【００３４】
２３は所定の領域外に前記ＲＦコイル２１により形成される高周波磁場の成分をキャンセルするための逆位相のキャンセル用高周波磁場を形成するキャンセル用ＲＦコイルである。
【００３５】
尚、ここに示す図１では、これらのＲＦコイル２１及びキャンセル用ＲＦコイル２２，２３をバードケージ形式のものとして示しているが、これに限られるものではない。
【００３６】
例えば、ＲＦコイル２１がサドルコイルであれば、キャンセル用ＲＦコイル２２，２３もサドルコイルとすればよい。すなわち、励起用の高周波磁場を発生するＲＦコイルと同種のキャンセル用ＲＦコイルを用いることが、必要な磁場成分に悪影響を与えず、不要な磁場成分をキャンセルする点で好ましい。
【００３７】
２４はキャンセル用ＲＦコイル２２内における磁場のキャンセルの様子を検出するための検出コイル、２５はキャンセル用ＲＦコイル２３内における磁場のキャンセルの様子を検出するための検出コイルである。これら検出コイル２４，２５の検出結果はコントローラ１３に供給される。
【００３８】
尚、高周波磁場とキャンセル用高周波磁場とが逆位相となるようにするには、
▲１▼コントローラ１３，アンプ１４Ａ及び１４Ｂのいずれかで電流の位相が反転するように制御する、
▲２▼キャンセル用ＲＦコイル２２，２３で電流が流れる方向をＲＦコイル２１と逆になるように、アンプからコイルの端子への接続を調整する、
のいずれかにしておけばよい。
【００３９】
＜ＭＲＩ用磁場生成方法及びＭＲＩ装置の動作＞
次に、ＭＲＩ用磁場生成方法及びＭＲＩ装置の動作について、磁場分布を示す図２を参照して説明を行う。
【００４０】
まず、波形発生器１１はラーモア周波数に合致した高周波磁場形成用信号（高周波基準信号と、所望のパルスシーケンスに応じた波形の高周波エンベロープ信号）を発生する。
【００４１】
この高周波磁場形成用信号はアンプ１２で電力増幅されて、ＲＦコイル２１に供給される。ここで、ＲＦコイル２１により生成される高周波磁場は図２（ｂ）に示すように、ＲＦコイル２１のエレメントの範囲内では略均一な分布を有しており、更に外部にも徐々に強度が低下する不要な磁場分布を有している。
【００４２】
また、波形発生器１１で生成された高周波磁場形成用信号はコントローラ１３で後述するように振幅が調整された後、分配器１５で２分配され、更にアンプ１４Ａ及び１４Ｂで電力増幅され、キャンセル用ＲＦコイル２２，２３に供給される。
【００４３】
ここで、キャンセル用ＲＦコイル２２，２３により生成される高周波磁場（キャンセル用高周波磁場）は図２（ｃ）に示すようなものであり、ＲＦコイル２１の範囲外に生じている不要な磁場分布をキャンセルするため、逆位相となるようにされている。
【００４４】
更に、このキャンセル用高周波磁場がＲＦコイル２１のエレメントの範囲内の高周波磁場に悪影響を与えないように、キャンセル用ＲＦコイル２２及び２３はＲＦコイル２１の端部から少し離れる位置に設けられている。
【００４５】
このように高周波磁場及びキャンセル用高周波磁場を形成することで、最終的には図２（ｄ）に示すような高周波磁場が得られる。この高周波磁場はＲＦコイル２１のエレメントの範囲内では略一定の磁場強度を有しており、その外側では高周波磁場とキャンセル用高周波磁場とが打ち消し合って磁場強度は極めて小さい。
【００４６】
尚、このように打ち消し合って磁場強度が小さくなるように、検出コイル２４，２５の検出結果を参照したコントローラ１３がキャンセル用高周波磁場（図２（ｃ））の振幅を調整する。
【００４７】
この結果、例えば、図２（ｄ）に示す勾配磁場強度が等しい点ａと点ｂとにおいて、点ｂにおける高周波磁場強度が著しく小さくなっているためスピンが励起されるに至らない。従って、位置情報を付加するための勾配磁場に起因して受信信号に折り返しが生じることはなくなる。
【００４８】
以上の場合において、検出コイル２４，２５は被検体が載置される位置（実際に折り返す信号が発生する位置）で検出を行うことが好ましい。従って、被検体を載置する以前に、検出コイル２４，２５による検出及び磁場調整を行って、実際の撮影の際には検出コイル２４，２５が待避する構造であることが好ましい。または、被検体載置台の載置面や内部に埋め込むようにして、被検体の載置に邪魔にならないような構造に配置することも可能である。
【００４９】
また、以上のように励起すべき所定の領域外の磁場強度をキャンセルするような調整は、実際の断層撮影の前に行えばよい。
ところで、コントローラ１３，アンプ１４Ａ及び１４Ｂ並びに分配器１５の順序は、図１に示した順序に限られない。
【００５０】
例えば、コントローラ１３とアンプ１４Ａ，１４Ｂとは逆の配置であっても構わない。但し、コントローラ１３がアンプ１４Ａ，１４Ｂや分配器１５の前段に位置することで、比較的レベルの小さい信号を調整すればよいため、コントローラ１３の回路規模を小さくすることができる。
【００５１】
また、コントローラ１３，アンプ１４，分配器１５の順に配置し、アンプ１４については１系統の増幅回路にすることも可能である。
更に、図３に示すように、分配器１５の後段にコントローラ１３（１３Ａ及び１３Ｂ）を２系統設け、それぞれ独立して制御を行って精度を向上させることも可能である。
【００５２】
この場合には、検出コイル２４とコントローラ１３Ａ、検出コイル２５とコントローラ１３Ｂのように独立した制御になるため、それぞれの領域で磁場強度を最適に保つことが可能になる。また、分配器１５がレベルの小さい信号を分配すれば良いため、回路規模を小さくすることができる。また、分配器１５の分配精度が良くない場合でも、コントローラ１３Ａ及び１３Ｂの調整で精度を保つことが可能になる。
【００５３】
＜実施の形態例により得られる効果＞
以上の実施の形態例で説明したＭＲＩ用磁場生成方法及びＭＲＩ装置によれば以下のような効果が得られる。
【００５４】
▲１▼：励起すべき所定の領域にＭＲＩ用の高周波磁場を発生し、前記高周波磁場の所定の領域外の成分を打ち消すために前記高周波磁場と逆位相の高周波磁場を前記所定の領域に隣接する領域で発生することにより、所定の領域内では所望の高周波磁場が形成され、所定の領域外では高周波磁場の広がりが逆位相の高周波磁場により打ち消される。従って、所定の領域の内外で勾配磁場の強度が等しくなる点が存在していても、所定の領域外では高周波磁場の強度が極めて小さくなっているため、受信信号に折り返しが発生することがなくなる。
【００５５】
▲２▼：高周波磁場形成用の信号の位相を反転したものをキャンセル用の高周波磁場形成用信号として用いるようにしているので、高周波磁場形成用信号が複雑な波形であったとしても正確かつ容易にキャンセル用の高周波磁場形成用信号を生成することができる。
【００５６】
▲３▼：所定の領域外に生じる高周波磁場の強度を検出する検出手段を備え、検出手段の検出結果に応じてキャンセル用の高周波磁場形成用の信号強度を制御することにより、所定の領域外の前記ＲＦコイルによる高周波磁場の広がりはキャンセル用ＲＦコイルによる逆位相の高周波磁場により打ち消される際に、この逆位相の高周波磁場が検出手段の検出結果により制御されるため、所定の領域外では高周波磁場の強度が確実に小さくなる。
【００５７】
従って、所定の領域の内外で勾配磁場の強度が等しくなる点が存在していても、所定の領域外では高周波磁場の強度が極めて小さくなっているため、受信信号に折り返しが発生することがなくなる。
【００５８】
【発明の効果】
以上実施の形態例と共に詳細に説明したように、この明細書記載の各発明によれば以下のような効果が得られる。
【００５９】
（１）第１の発明のＭＲＩ用磁場発生方法では、励起すべき所定の領域にＭＲＩ用の高周波磁場を発生し、前記高周波磁場の所定の領域外の成分を打ち消すため、前記高周波磁場と逆位相の高周波磁場を前記所定の領域に隣接する領域で発生することにより、所定の領域内では所望の高周波磁場が形成され、所定の領域外では高周波磁場の広がりが逆位相の高周波磁場により打ち消される。このため、所定の領域の内外で勾配磁場の強度が等しくなる点が存在していても、所定の領域外では高周波磁場の強度が極めて小さくなっているため、受信信号に折り返しが発生することがなくなる。
【００６０】
（２）第２の発明のＭＲＩ装置では、励起すべき所定の領域にＭＲＩ用の高周波磁場を発生し、前記高周波磁場の所定の領域外の成分を打ち消すため、前記高周波磁場と逆位相の高周波磁場を前記所定の領域に隣接する領域で発生することにより、所定の領域内では所望の高周波磁場が形成され、所定の領域外では高周波磁場の広がりが逆位相の高周波磁場により打ち消され、所定の領域の内外で勾配磁場の強度が等しくなる点が存在していても、所定の領域外では高周波磁場の強度が極めて小さくなっているため、受信信号に折り返しが発生することがなくなる。
【００６１】
（３）第３の発明のＭＲＩ装置では、所定の領域外に生じる高周波磁場の強度を検出する検出手段を備え、検出手段の検出結果に応じてキャンセル用の高周波磁場形成用の信号強度を制御することにより、所定の領域外の前記ＲＦコイルによる高周波磁場の広がりはキャンセル用ＲＦコイルによる逆位相の高周波磁場により打ち消される際に、この逆位相の高周波磁場が検出手段の検出結果により制御されるため、所定の領域外では高周波磁場の強度が確実に小さくなる。
【００６２】
従って、所定の領域の内外で勾配磁場の強度が等しくなる点が存在していても、所定の領域外では高周波磁場の強度が極めて小さくなっているため、受信信号に折り返しが発生することがなくなる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＭＲＩ用磁場生成方法を行うためのＭＲＩ装置を示す構成図である。
【図２】本発明の実施の形態例により生成される高周波磁場と勾配磁場との分布を示す説明図である。
【図３】本発明のＭＲＩ用磁場生成方法を行うためのＭＲＩ装置の他の例を示す構成図である。
【図４】従来のＲＦコイルで生成される高周波磁場と勾配磁場との分布を示す説明図である。
【符号の説明】
１１  波形発生器
１２  アンプ
１３  コントローラ
１４  アンプ
１５  分配器
２１  ＲＦコイル
２２，２３  キャンセル用ＲＦコイル
２４，２５  検出用コイル
【図１】
0003699213.tif 000002
【図２】
0003699213.tif 000003
【図３】
0003699213.tif 000004
【図４】
0003699213.tif 000005