JP3612657B2

JP3612657B2 - 磁気共鳴イメージング装置用照射コイル及び磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP3612657B2
Application number: JP11435596A
Authority: JP
Inventors: 静永井; 光秋山本; 史博小木
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1996-04-12
Filing date: 1996-04-12
Publication date: 2005-01-19
Anticipated expiration: 2016-04-12
Also published as: JPH09276248A

Description

【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」という）に関わり、特に照射コイル及びその制御に特徴のあるＭＲＩ装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置は生体組織を構成する原子核に高周波磁場を照射して磁気共鳴を起こさせ、それによって発生する核磁気共鳴信号を受信コイルで受信し、受信された核磁気共鳴信号にフーリエ変換を行って画像に再構成するもので、被検体の任意箇所における断層像を得るために広く利用されている。
【０００３】
高周波磁場の照射には、静磁場方向に直交する向きの高周波磁場を発生する照射コイルが使用される。この照射コイルは、照射する高周波磁場の強度が再構成された画像のＳＮ比に直接影響するため、均一度向上のための研究、改良がなされており、サドル型、ソレノイド型など種々のコイルが考えられている。
【０００４】
このような照射コイルは、通常磁場を発生させるガントリに組み込まれており、このガントリの中央部に上記被検体が出入りする開口部に沿うように構成されている。一方、被検体を開放された計測空間に置くインターベーショナルな装置では、静磁場を発生させる磁石及び静磁場に重畳して傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルが計測空間の上下に配置される。このような装置で用いられる照射コイルとして、側方が開放された図８のような偏平型の照射コイル１００が提案されており（特願平６−３０１００１号）、このような偏平型の照射コイルは傾斜磁場コイルの内側に被検体の上下に配置される。
【０００５】
この照射コイル１００による照射範囲は、大きな視野範囲を撮影する場合に対応できるように撮影可能な最大視野範囲を十分均一に照射できるものとなっており、傾斜磁場が印加される範囲よりも広い。図９は、このような高周波磁場の照射範囲４２を、静磁場４０及び傾斜磁場４１それぞれの磁場強度と共に重ねて表したものである。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、一般に知られているように静磁場内に置かれた被検体に外部磁場を照射したときに生ずる核磁気共鳴信号の周波数（ラーモア周波数）は、静磁場強度が同じならば同一である。このため、位置によって静磁場強度を異ならせるために傾斜磁場が静磁場に重畳される。
【０００７】
しかしながら、上述したように高周波磁場の照射範囲４２が、静磁場に重畳される傾斜磁場の範囲よりも広い場合には、折り返しアーチファクトという問題点が生じる。即ち、折り返しアーチファクトとは、異なる複数点からの同一周波数の核磁気共鳴信号が重なる現象であり、図１０に示すように、高周波磁場の照射範囲４５内に、静磁場と傾斜磁場との合成磁場４３の磁場強度が同一である点Ａ、点Ｂが存在することにより生じる。ここで点Ａは撮影空間４４に存在する点であるが、点Ｂは撮影空間４４内にない点である。このため、撮影した画像においては、点Ａにおける画像に点Ｂにおける画像が重なってしまう現象が、折り返しアーチファクトとして生じ、診断の大きな妨げとなる。
【０００８】
このような、折り返しアーチファクトは、図で示す体軸方向ばかりでなく被検体の横軸方向（図１０では奥行き方向として表される）についても同様に発生する。
【０００９】
本発明は、照射磁場強度の均一性を維持しつつ、このような折り返しアーチファクトが発生しないＭＲＩ装置を提供することを目的とするものである。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
このような目的を達成するため、本発明のＭＲＩ装置は、被検体に静磁場及び傾斜磁場を与える磁場発生系と、被検体の生体組織を構成する原子核に核磁気共鳴を起こさせるため高周波磁場を照射する送信系と、こ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受信系と、受信系で検出された核磁気共鳴信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系と、装置全体の動作を制御する中央処理装置とを備えたものであって、送信系は実質的に同一平面上に形成された平面コイルと、平面コイルによる高周波磁場の照射範囲を選択的に変更する制御手段とを備えたものである。尚、平面コイルとは、実質的に同一平面に形成されているものであって、その一部が変形したコイルをも含むものである。
【００１１】
より具体的には、平面コイルは少なくとも二対のエレメント部とエレメント部からの帰還電流が流れるリターン部とを有し、コイル形状が相互に逆向きの電流が流れる２つのループを隣接して配置することと等価なものである。この場合、制御手段は、エレメント部に流れる電流をそれぞれ可変にする電流制御手段である。
【００１２】
本発明のＭＲＩ装置において、送信系の照射コイルは高周波磁場の照射範囲を選択的に変更でき、関心領域が狭い場合には狭い範囲のみを撮影できる。この場合、照射範囲を撮影空間よりも広く、かつ、照射範囲には同一の磁場強度の点が１つだけ存在するように照射範囲を選択する。このようにして折り返しアーチファクトの発生を防ぐことができる。また、広い範囲を照射したい場合には、従来と同様の範囲を照射することもできる。
【００１３】
各エレメント部を流れる電流を可変することにより、関心領域に該当する部分のエレメント部により生ずる高周波磁場のみが照射されるように高周波パルスを印加し、関心領域からはずれる部分のエレメント部及びリターン部においては高周波磁場が生じないようにする。これにより関心領域だけを照射することができる。エレメント部の数を増やすことにより、照射範囲を細かく選択することができるとともに、照射均一性も向上する。
【００１４】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。図２は本発明によるＭＲＩ装置の一実施例を示すブロック図である。このＭＲＩ装置は、静磁場発生回路２と、傾斜磁場コイルにより傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生系３と、高周波磁場を照射する送信系４と、核磁気共鳴信号を受信する受信系５と、信号処理系６と、シーケンサ７と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備えて構成されている。
【００１５】
静磁場発生回路２は、被検体１の周りに任意の方向に均一な静磁場を発生させるためのものである。本実施例は静磁場の向きが上下方向の場合のものを示しているが、この方向に限定されるものではない。この静磁場発生回路２の内部には、傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル９、高周波磁場を照射する送信系４の高周波コイル（照射コイル）３１、及び核磁気共鳴信号を受信する受信系５の高周波コイル（受信コイル）１５が設置されている。
【００１６】
傾斜磁場発生系３は、互いに直交するデカルト座標軸方向、即ちＸ軸方向、Ｙ軸方向及びＺ軸方向にそれぞれ独立に傾斜磁場を印加できる構成からなる傾斜磁場コイル９と、傾斜磁場コイル９に電流を供給する傾斜磁場電源１０と、傾斜磁場電源１０を制御するシーケンサ７とを備えて構成される。ここで発生する傾斜磁場は静磁場に重畳して印加され、これにより外部磁場は位置情報を有することができる。
【００１７】
送信系４は、シーケンサ７の指令により高周波パルスを発生する高周波発生器１１と、発生した高周波パルスを変調する変調器１２と、変調された高周波パルスの位相補正をする位相シフタ２３と、位相補正された高周波パルスを増幅する高周波アンプ１３ａ〜ｄと、増幅後の高周波パルスの印加により高周波磁場を発生させる照射コイル３１から構成されている。これにより、高周波パルスが高周波発生器１１からシーケンサ７の指令により発生し、変調器１２、位相シフタ２３及び高周波アンプ１３ａ〜ｄを介して変調後に位相補正及び増幅され、そして、所定のパルス状の電磁波（高周波磁場）が照射コイル３１から発生し、被検体１に照射される。
【００１８】
受信系５は、被検体１への高周波磁場の照射により発生した核磁気共鳴信号を受信する受信コイル１５と、受信信号を増幅するオペアンプ１６と、位相が９０度異なる２つの参照信号により核磁気共鳴信号を検波する直交位相検波器１７と、アナログ量をデジタル量に変換するＡ／Ｄ変換器１８とを備えて構成される。被検体１からの磁場共鳴信号を受信コイル１５が検出すると、その信号をオペアンプ１６と直交位相検波器１７とを介してＡ／Ｄ変換器１８でデジタル量に変換するとともに、シーケンサ７の指令のタイミングで直交位相検波器１７によってサンプリングされた２系列の種々のデータに変換してＣＰＵ８に送っている。尚、受信コイル１５は、図中には被検体１から離れた位置に記載されているが、実際には被検体の近傍に配置されている。
【００１９】
信号処理系６は、磁気ディスク２０ａ、磁気テープ２０ｂ等の外部記憶装置２０と、ＣＲＴ等からなるディスプレイ２１と、キーボード２２とを有している。
【００２０】
シーケンサ７はＣＰＵ８からの制御指令に基づいて動作し、被検体１の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系４、傾斜磁場発生系３及び受信系５に送っている。
【００２１】
ＣＰＵ８は、予め定められたプログラムに従いシーケンサ７、送信系４、受信系５及び信号処理系６の各々を制御するものである。受信系５からのデータがＣＰＵ８に入力されると、このＣＰＵ８が信号処理、画像再構成処理などを実行し、その結果として被検体１の所望の断面図をディスプレイ２１に表示すると共に、外部記憶装置２０の例えば磁気ディスク２０ａに記憶する。更に本実施例においてＣＰＵ８は照射コイル３１の高周波磁場の照射範囲を選択的に変更するための制御手段を制御する。
【００２２】
照射コイル３１は、図３に示すように一対の平面コイル３１ａ及び３１ｂと、同じく一対の平面コイル３１ｃ及び３１ｄとからなる。そして、それぞれの対になる平面コイルは図に示すように直交する２軸上に配置されており、クオドラクチャーな照射コイル（以下「ＱＤコイル」という）を構成する。平面コイル３１ａ及び３１ｂの対と平面コイル３１ｃ及び３１ｄの対とは被検体１の上下を挟むように対向配置されている。各平面コイル３１ａ〜３１ｄは同一の構造のものであり、その構造については後述する。このようなＱＤコイルを用いているため、本実施例のＭＲＩ装置においては対になる２つの平面コイルに高周波パルスの位相を９０度ずらして供給することが必要となり、送信系４に位相シフタ２３を備えている。
【００２３】
尚、位相補正はこのように位相シフタ２３を設けることにより行うほか、高周波アンプ１３ａ〜１３ｄと照射コイル３１ａ〜３１ｄとを接続するケーブルの長さを変えることにより行ってもよい。また、照射コイル３１はここに示したようにＱＤコイルに限定されるものではなく、それ以外のタイプの照射コイル、例えば平面コイル３１ａ及び３１ｃのみ被検体１の上下に配置した用いた場合にも適用することができ、その場合は位相補正は行う必要はない。
【００２４】
更に、一枚の平面コイル３１ａの構造について図１を用いて詳細に説明する。ここで、前述した図３の平面コイル３１ａでは２対のエレメント部を有する簡略化したものを示したが、以下に説明する図１のものは三対のエレメント部を有するものである。
【００２５】
この平面コイル３１ａは、三対のエレメント部４７ａ〜４７ｃと、エレメント部４７ａ〜４７ｃからの帰還電流が流れる一対のリターン部４８とを有し、各エレメント部４７ａ〜４７ｃと各リターン部４８とが実質的に同一平面上に形成されている。また、エレメント部４７ａ〜４７ｃ及びリターン部４８の対の一方はループを形成しており、他方によって形成されるループと相互に逆向きの電流が流れるように隣接して配置されている。平面コイル３１ａがこのような構造である結果、エレメント部４７ａ〜４７ｃを流れる電流は全て同じ向きであり、リターン部４８を流れる電流はエレメント部４７ａ〜４７ｃを流れる電流とは逆方向に流れる。図４はこのような各エレメント部４７ａ〜４７ｃ及びリターン部４８を流れる電流の向きをＡ−Ａの位置での断面図で示したものである。ここでは、エレメント部４７ａ〜４７ｃは平面コイル３１ａの中央部から順にエレメント部４７ａ、４７ｂ及び４７ｃと配置されており、エレメント部４７ｃはリターン部４８の最も近くに配置されている。この平面コイル３１ａはコンデンサ（図示せず）により磁気共鳴周波数に同調されている。
【００２６】
更にこの平面コイル３１ａのエレメント部４７ａ〜４７ｃにはここを流れる電流を制御する電流制御手段としてアッテネータ４９ａ〜４９ｃがそれぞれ直列に接続されており、各エレメント部４７ａ〜４７ｃに流れる電流に重み付けをしている。
【００２７】
このような構成の平面コイル３１ａでは、これらエレメント部４７ａ〜４７ｃ及びリターン部４８に電流が流れることにより磁場が発生するが、アッテネータ４９ａ〜４９ｃによってエレメント部４７ａ〜４７ｃに流れる電流を制御することにより、発生する磁場強度が異なるように制御することができる。例えば、エレメント部４７ｃに電流が流れない場合には、磁場強度は図５（ａ）のようにＡ−Ａ断面の位置において表わすと、エレメント部４７ａ及び４７ｂに流れる電流により、平面コイル３１ａの中央部にほぼ均一となるが、リターン部４８に流れる電流により平面コイル３１ａの周辺部にも磁場が生ずる。このため、撮影範囲を図に示すように一対のエレメント部４７ｂによって囲まれる部分としたとき、撮影範囲以外のところにも高周波磁場の照射が行われる。
【００２８】
これに対し、アッテネータ４９ａ〜４９ｃによりエレメント部４７ａ〜４７ｃに流れる電流にそれぞれ重み付けを行った場合には、磁場強度は図５（ｂ）に示すように平面コイル３１ａの中央部にほぼ均一にすることができる。即ち、ここでは、リターン部４８の近傍にあるエレメント部４７ｃには、リターン部４８の作り出す磁場を打ち消す量の磁場を発生させるようにアッテネータ４９ｃが制御されており、また、エレメント部４７ａ及び４７ｂに電流が流れることにより生ずる磁場の強度がより均一になるようにアッテネータ４９ａ及び４９ｂが制御されている。これにより、一対のエレメント部４７ｂによって囲まれる平面コイル３１ａの中央部には、均一度の高い磁場が生じる一方、平面コイル３１ａの周辺部には磁場は生じない。このため、一対のエレメント部４７ｂによって囲まれた撮影範囲は十分に高周波磁場が照射されるが、撮影範囲以外のところには高周波磁場は照射されない。
【００２９】
このようにＣＰＵ８は、撮影範囲に応じてアッテネータ４９ａ〜４９ｃを制御し、エレメント部４７ａ〜４７ｃを流れる電流の重み付けを行なう。
【００３０】
図５（ｂ）の場合のように平面コイルの中央部のみに磁場が生ずるようにアッテネータを制御して高周波磁場を照射するとき、平面コイル３１ａ〜３１ｄから構成される照射コイル３１が作り出す照射空間は図６に示すように直方体となる。平面コイル３１ａの断面Ａ−Ａにおける磁場強度と同様な磁場強度が各断面（図示せず）についても得られることから、照射空間５０は直方体で近似される形状となり、被検体１の体軸及び横断軸方向に対し常に撮影のための必要最小範囲となるように制御することができる。この例のようにＱＤコイルを用いれば、対になる平面コイルのそれぞれが磁場を生ずる範囲の重なった部分が照射空間５０となるため、照射空間５０は照射範囲の広狭として可変できるのみならず、照射範囲の形状を長方形にすることも正方形にすることもでき、照射範囲選択の自由度が増す。
【００３１】
尚、前述の例では、撮影範囲が一対のエレメント部４７ｂによって囲まれる部分の場合について説明したが、異なった範囲について撮影を行いたいときには、その撮影範囲を十分に含む必要最小範囲について高周波磁場の照射が行われるようにアッテネータ４９ａ〜４９ｃの制御をし、エレメント部４７ａ〜４７ｃに流れる電流の重み付けを変えればよい。例えば、エレメント部４７ｃにリターン部４８により生ずる磁場を打ち消して尚十分な磁場を生じるように制御することにより、平面コイル３１ａで照射できる最大範囲が照射でき、また、エレメント部４７ａで囲まれるごく狭い範囲のみを照射するように制御することもできる。
【００３２】
このように照射空間を撮影範囲に対して必要最小限とすることにより、折り返しアーチファクトを回避することができることを、図７を参照して説明する。静磁場に傾斜磁場を重畳して印加した場合の合成磁場４３の強度を示し、照射空間５０及び撮影空間４４を重ねて表わすと、照射空間５０は撮影空間４４に対して必要最小限の範囲であり、点Ａと同一の磁場強度の点Ｂは照射空間５０内にはない。このため、点Ｂには高周波磁場が照射されないのでここからは核磁気共鳴信号は発生せず、従って点Ａの画像に点Ｂからの画像データが重なる折り返しアーチファクトの発生のないＭＲＩ装置が得られる。
【００３３】
尚、この実施例ではエレメント部を三対設けた照射コイルを例にして説明したが、照射コイルのエレメント部の数は、少なくとも照射範囲を可変とすることができればよいので、図３に示したように二対でもよく、また二対以上のいくつでもよい。照射コイルのエレメント部の数を増やせば、それによる高周波磁場の照射範囲をそれだけ細かく制御することができる。また、電流制御手段としてアッテネータ４９ａ〜４９ｃには可変抵抗等を用いることができるのはもちろんのこと、ダイオード、トランジスタ等のスイッチング素子を用いてエレメント部に流れる電流を制御してもよい。更に、静磁場の方向によって平面コイルの一部を変形させた形状のコイル等に適用することもできる。
【００３４】
【発明の効果】
本発明のＭＲＩ装置は、高周波磁場を照射する送信系は実質的に同一平面上に形成された平面コイルと、平面コイルによる高周波磁場の照射範囲を選択的に変更する制御手段とを備えたものであるので、高周波磁場の照射範囲を撮影空間に対して必要最小限となるように制御することができる。
【００３５】
このように照射範囲を制御することにより折り返しアーチファクトの発生を防止することができ、本発明のＭＲＩ装置によって得られる画像を良質なものとすることができる。
【００３６】
さらに、平面コイルは少なくとも二対のエレメント部を有し、各エレメント部は流れる電流を可変できる制御手段を備えるので、必要な照射範囲については均一な磁場強度となるように制御することもできるため、画質の向上を図ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＭＲＩ装置における照射コイルの一実施例を示した図。
【図２】本発明のＭＲＩ装置の一実施例のブロック図。
【図３】本発明のＭＲＩ装置の照射コイルの配置の一実施例を示す図。
【図４】図１の照射コイルの断面図。
【図５】図１の照射コイルを用いた場合の磁場強度を示す図で、エレメント部を流れる電流の重み付けが異なる２つの場合について示す。
【図６】図１の照射コイルにより必要最小範囲を照射した場合の照射空間を示す図。
【図７】本発明のＭＲＩ装置を用いた場合の折り返しアーチファクトとの関係を示す図。
【図８】従来のＭＲＩ用の照射コイル（平面コイル）を示す図。
【図９】静磁場、傾斜磁場及び照射範囲を被検体との関係で示した図。
【図１０】従来のＭＲＩ装置を用いた場合の折り返しアーチファクトとの関係を示す図。
【符号の説明】
２静磁場発生回路、３傾斜磁場発生系、４送信系、５受信系、６信号処理系、８中央処理装置（ＣＰＵ）、３１照射コイル、３１ａ〜３１ｄ平面コイル、４７ａ〜４７ｃエレメント部、４８リターン部、４９ａ〜４９ｃアッテネータ（制御手段）

Claims

実質的に同一平面上に形成された平面コイルからなり、前記平面とほぼ平行であって静磁場方向に直交する方向の高周波磁場を被検体の関心領域に照射する磁気共鳴イメージング装置用照射コイルであって、前記平面コイルは、少なくとも一対のエレメント部と該エレメント部からの帰還電流が流れるリターン部とを有し、コイル形状が相互に逆向きの電流が流れる２つのループを隣接して配置することと等価である磁気共鳴イメージング装置用照射コイルにおいて、
前記エレメント部及びリターン部のうちエレメント部のみが複数の並列パターン構造を有し、前記エレメント部の各エレメントには前記関心領域の広狭に対応して該エレメントに流れる電流を制御する電流制御手段を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用照射コイル。
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置用照射コイルにおいて、
前記電流制御手段は、この照射コイルの照射範囲を撮影範囲よりも広くし、且つ、照射範囲には同一の磁場強度の点が１つだけ存在するように前記各エレメントに流れる電流を制御して前記照射範囲を選択することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用照射コイル。
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置用照射コイルにおいて、
前記電流制御手段は、前記関心領域に該当する部分のエレメント部により生じる高周波磁場のみが該関心領域に照射されるように、かつ、前記関心領域からはずれる部分のエレメント部及びリターン部においては高周波磁場が生じないように前記各エレメントに流れる電流を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置用照射コイル。
静磁場発生手段及び前記静磁場発生手段が発生する静磁場と直交する方向に高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段を備え、前記関心領域から発生する核磁気共鳴信号を計測し、該関心領域の画像を再構成して表示する磁気共鳴イメージング装置において、前記高周波磁場発生手段は、請求項１乃至３いずれか１項記載の照射コイルを有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。