(57)【要約】【課題】電力効率の良い高周波磁場と磁場均一度分布の良い高周波磁場を切り替えて照射することが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供する。【解決手段】RF照射コイル（6）が、複数個のRF照射コイル（6ａ，6ｂ）から成り、複数個の高周波磁場照射コイル（6ａ，6ｂ）と、高周波磁場電源（7）との接続の選択を切り替える手段（15）を備える。【選択図】      図２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の撮影部位に静磁場を発生させる静磁場発生手段と、前記撮影部位に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルと、前記撮影部位に高周波磁場を照射する高周波磁場照射コイルと、前記高周波磁場照射コイルに駆動電流を供給する高周波磁場電源と、前記撮影部位より発生された核磁気共鳴信号を検出する高周波磁場受信コイルと、前記高周波磁場受信コイルで受信した受信信号から得られる情報をもとに画像を表示する表示手段とからなる磁気共鳴イメージング装置において、前記高周波磁場照射コイルが、複数個の高周波磁場照射コイルから成り、前記複数個の高周波磁場照射コイルと、前記高周波磁場電源との接続の選択を切り替える手段を備えた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】
【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装置（以下、MRI装置と呼ぶ）に係り、特に、電力効率の良い高周波磁場と磁場均一度分布の良い高周波磁場を切り替えて照射するMRI装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
MRI装置は、均一な静磁場内に置かれた被検体に高周波磁場を照射したときに被検体を構成する原子の原子核に生じる核磁気共鳴現象を利用し、被検体からの核磁気共鳴信号（以下、NMR信号という。）を検出し、このNMR信号を使って画像再構成することにより、被検体の物理的性質をあらわす磁気共鳴画像（以下、MRI画像という。）を得るものである。
【０００３】
高周波磁場を照射するための高周波磁場照射コイル（以下、RF照射コイルという。）の性能は、照射する高周波磁場の電力効率と、磁場均一度によって決まるため、従来、RF照射コイルの形状、配置は、電力効率と磁場均一度の各々について、求められる性能を満足させるように設計されている。電力効率の良いRF照射コイルは、高周波磁場電源のコストを低減することが出来る。一方、磁場均一度の良いRF照射コイルは画質を向上することができる。
【０００４】
しかしながら、電力効率と磁場均一度は相反する性能となっている。すなわち、1個のRF照射コイルにおいて、電力効率を向上させると磁場均一度は低下し、磁場均一度を向上させると電力効率は低下する。ここで、電力効率とは、単位電力あたりにどの程度強い高周波磁場を発生できるかを示し、磁場均一度とは、発生した高周波磁場がどの程度空間的に均一かを示す。
【０００５】
したがって、従来一個のRF照射コイルにおいては、それぞれの性能を適度に満たすように最適化されていた。言い換えると従来は、両方の性能が同じに最良の状態となるようになっていなかった。
【０００６】
一方、撮影に用いるパルスシーケンスによって、高周波磁場の照射の電力効率を優先させたい場合、磁場均一度を優先させたい場合が異なっていた。例えば、スピンエコー法では高周波磁場として180°パルスという大きなエネルギーのパルスを用いるため、電力効率を優先させたRF照射コイルが必要となるが、グラディエントエコー法では高周波磁場としては、フリップ角の小さい90°以下のパルスを用いるため、電力効率は小さくても良い。むしろ磁場均一度を優先させた高周波磁場が望まれていた。
【０００７】
コイル特性の相反する性能に関する問題は、傾斜磁場コイルについても同様であった。例えば傾斜磁場コイルの場合は、発生する傾斜磁場の高い線形性と、速い速度での駆動は両立しなかった。
【０００８】
これを解決する傾斜磁場コイルにおける公知技術として、傾斜磁場コイルと前記傾斜磁場コイルを線形性を補正する補正コイルを併設したMRI装置がある。ここでは、線形性の高い傾斜磁場が必要な場合と、速い速度での駆動が必要な場合で、補正コイルの使用をON，OFFしていた（特許文献1参照）。
【０００９】
【特許文献１】
特表2002-528148号公報
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、RF照射コイルにおいて上記相反する性能に関する問題を解決する技術は提案されていなかった。
本発明の目的は、高周波磁場において、電力効率の良い高周波磁場と磁場均一度分布の良い高周波磁場を切り替えて照射することが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
上記目的は、被検体の撮影部位に静磁場を発生させる静磁場発生手段と、前記撮影部位に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルと、前記撮影部位に高周波磁場を照射する高周波磁場照射コイルと、前記高周波磁場照射コイルに駆動電流を供給する高周波磁場電源と、前記撮影部位より発生された核磁気共鳴信号を検出する高周波磁場受信コイルと、前記高周波磁場受信コイルで受信した受信信号から得られる情報をもとに画像を表示する表示手段とからなる磁気共鳴イメージング装置において、前記高周波磁場照射コイルが、複数個の高周波磁場照射コイルから成り、前記複数個の高周波磁場照射コイルと、前記高周波磁場電源との接続の選択を切り替える手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置によって達成される。
【００１２】
また、前記複数個の高周波磁場照射コイルが、電力効率の良い高周波磁場を照射する高周波磁場照射コイルと、磁場均一度の良い高周波磁場を照射する高周波磁場照射コイルを含む磁気共鳴イメージング装置によって達成される。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態を添付図面に沿って具体的に説明する。
図1に、本発明に係る垂直磁場方式を採用したMRI装置の全体構成を示す。MRI装置は、被検体12の撮影部位に静磁場を発生させる静磁場発生手段（超電導コイル、常電導コイル、永久磁石等を含む）1と、前記撮影部位にXYZ直交座標系において、X方向に傾斜磁場を発生させるX方向傾斜磁場発生コイル2と、Y方向に傾斜磁場を発生させるY方向傾斜磁場発生コイル3と、Z方向に傾斜磁場を発生させるZ方向傾斜磁場発生コイル4と、前記傾斜磁場発生コイル2〜4に電力を供給する傾斜磁場電源5と、前記撮影部位に高周波磁場を照射するRF照射コイル6と、RF照射コイル6に高周波磁場照射のための電力を供給する高周波磁場電源7と、前記撮影部位の生体組織の核磁気共鳴により放出される高周波磁場を受信するRF受信コイル8と、前記高周波磁場の送受信を行う高周波送受信部9と、前記傾斜磁場の発生や高周波磁場の送受信の制御をパルスシーケンスに従って行うとともに、前記高周波磁場を受信して得られた受信信号をもとに画像再構成演算を行う計算機10と、計算機10で生成された画像を表示する表示部11を具備する。
【００１４】
次に、本発明に係るMRI装置の第一の実施形態におけるRF照射コイルの断面構造の拡大図を図2に示す。6aは、被検体12の撮影部位に高周波磁場を照射するための第1のRF照射コイル、6bは、前記撮影部位に高周波磁場を照射するための第2のRF照射コイルであり、RF照射コイル6は2段の構造になっている。更に15は、第1のRF照射コイル、第2のRF照射コイルのどちらを高周波磁場電源７に接続するかを計算機10からの命令で切り替えるためのスイッチ、16は高周波磁場が傾斜磁場コイル2〜4側への漏洩による、傾斜磁場コイル2〜4等との不要なカップリングを防ぐためのRFシールドである。
【００１５】
更に、第1のRF照射コイル6aと第2のRF照射コイル6bをZ方向から見た平面図を、図3に示す。図3（a）は、第1のRF照射コイル6aの平面図、図3（b）は第2のRF照射コイル6bの平面図である。ただし、各RF照射コイルは共に2重リングのマルチエレメント型で同じ形であるが、第1のRF照射コイル6aの外形d1は、第2のRF照射コイル6bの外形d2より小さい相似形となっている（d1＜d2）。
【００１６】
この場合、各コイルの単位電力あたりの磁場分布を、X軸に沿って示した模式図を、図4に示す。図4（a）は、第1のRF照射コイル6aの磁場分布、図4（b）は、第2のRF照射コイル6bの磁場分布の模式図である。これによれば、磁場強度ピーク値を比較すると、第1の照射コイル6aの方がピーク値が高いことがわかる。なぜならば、第1のRF照射コイル6aの方が小さいコイルなので、電力効率が高いからである。一方、磁場均一度の分布を比較すると、第2のRF照射コイル6bの方が第1のRF照射コイル6aより大きなコイルなので、大きな空間に一様な高周波磁場を発生でき、磁場均一度の良いコイルであることがわかる。すなわち、d1＜d2の場合、第1のRF照射コイル6aは電力効率の良いコイル、第2のRF照射コイル6bは磁場均一度の良いコイルである。
【００１７】
以上構成により、電力効率の良い第1のRF照射コイル6aと磁場均一度の良い第2のRF照射コイル6bをスイッチ15を切り替えて用いることによって、使用するシーケンスによって異なる特性を持つ高周波磁場を照射することができる。
【００１８】
例えばここで、まず被検体をスピンエコー法により撮影し、次にグラディエントエコー法により撮影する場合を考える。スピンエコー法では上記のとおり180°パルスを必要とするため、電力効率が優先されるので、計算機10によりスイッチ15が切り替えられ、第1のRF照射コイル6aと高周波磁場電源8が接続される。次にグラディエントエコー法では、フリップ角の大きな180°パルスを必要とせず、むしろ磁場均一度が優先されるので、計算機10がスイッチ15を切り替え、第2のRF照射コイル6bと高周波磁場電源8が接続される。
【００１９】
次に、本発明に係るMRI装置の第二の実施形態におけるRF照射コイルの断面構造の拡大図を図5に示す。本実施形態は、第一の実施形態における第1のRF照射コイル6aと同じ、小さい大きさのコイルを2対（6cと6d）上下に並列に配置した例である。本実施形態では、電力効率の良いコイル（6cと6d）を2個所異なる位置に配置したので、異なる撮影部位（領域AとB近傍）を撮影する際に、それぞれ撮影部位に電力効率の良い高周波磁場を、スイッチ15で切り替えて照射することができる。また、両方のコイル6cと6dに同時に電力を供給できるようにスイッチ15を切り替えれば、電力効率の良い高周波磁場を幅の広い領域に照射することもできる。
【００２０】
次に、本発明に係るMRI装置の第三の実施形態におけるRF照射コイルの断面構造の拡大図を図6に示す。本実施形態は、第一の実施形態における第1のRF照射コイル6aと同じ、小さい大きさのコイルを1対、モーターで水平方向に移動させた例である。本実施形態により、領域Aを撮影したい場合、領域Bを撮影したい場合、その中間の任意の位置の撮影部位について、電力効率の良い高周波磁場を、モーター17で移動させることによって、照射することができる。
【００２１】
本発明は上記実施形態に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々に変形して実施できるものである。例えば、上記第一の実施形態では内リング径を変えた2段構造の第1と第2のRF照射コイルについて説明したが、同一平面内に第1のRF照射コイルと第2のRF照射コイルが、電力効率と磁場均一度を変えて配置した場合にも、本発明は適用可能である。また、上記実施形態ではRF照射コイルが上下2対の場合について説明したが、3対以上の場合にも、本発明は適用可能である。また、RF照射コイルの形状についても種々に変更可能である。
例えば、上記実施形態では垂直磁場方式を採用したMRI装置について説明したが、水平磁場方式を採用したMRI装置にも本発明は適用でき、その場合RF照射コイルの形状はトンネル形状となる。
【００２２】
【発明の効果】
以上、本発明によるMRI装置によれば、電力効率の良い高周波磁場と磁場均一度分布の良い高周波磁場を切り換えて照射することが可能となった。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明における垂直磁場方式を採用したMRI装置の全体構成。
【図２】本発明に係るMRI装置の第1の実施形態におけるRF照射コイルの断面構造の拡大図。
【図３】第1のRF照射コイルと第2のRF照射コイルをZ方向から見た平面図。
【図４】各コイルの単位電力あたりの磁場分布を、X軸に沿って示した模式図。
【図５】本発明に係るMRI装置の第2の実施形態におけるRF照射コイルの断面構造の拡大図。
【図６】本発明に係るMRI装置の第3の実施形態におけるRF照射コイルの断面構造の拡大図。
【符号の説明】
６ａ…第1のRF照射コイル
６ｂ…第2のRF照射コイル
１０…計算機
１５…スイッチ
ｄ１…第1のRF照射コイルの外径
ｄ２…第2のRF照射コイルの外径
【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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