JPH1075939A - Mri用磁場発生方法及びmri装置 - Google Patents
Mri用磁場発生方法及びmri装置Info
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- JPH1075939A JPH1075939A JP8236084A JP23608496A JPH1075939A JP H1075939 A JPH1075939 A JP H1075939A JP 8236084 A JP8236084 A JP 8236084A JP 23608496 A JP23608496 A JP 23608496A JP H1075939 A JPH1075939 A JP H1075939A
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Abstract
て受信信号に折り返しが生じることがないようにする。 【解決手段】 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21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22,23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13,14,15とを有することを特徴
とする。
Description
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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MR
I用磁場生成方法を実現することである。
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。
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。
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。
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。
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R
F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MR
I装置である。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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1
3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。
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。
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。
ためのRFコイルである。22は所定の領域外に前記R
F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。
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。
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。
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。
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。
とが逆位相となるようにするには、 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、 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。
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。
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。
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。
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。
3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。
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2
3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。
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。
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。
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。
5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。
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1
3,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。
A,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。
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。
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。
の実施の形態例で説明したMRI用磁場生成方法及びM
RI装置によれば以下のような効果が得られる。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
RI装置を示す構成図である。
磁場と勾配磁場との分布を示す説明図である。
RI装置の他の例を示す構成図である。
配磁場との分布を示す説明図である。
Claims (3)
- 【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。 - 【請求項2】 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。 - 【請求項3】 所定の領域の外に生じる高周波磁場成分
の強度を検出する検出手段を備え、 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
とを特徴とする請求項2記載のMRI装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP23608496A JP3699213B2 (ja) | 1996-09-06 | 1996-09-06 | Mri装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP23608496A JP3699213B2 (ja) | 1996-09-06 | 1996-09-06 | Mri装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH1075939A true JPH1075939A (ja) | 1998-03-24 |
JP3699213B2 JP3699213B2 (ja) | 2005-09-28 |
Family
ID=16995489
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP23608496A Expired - Fee Related JP3699213B2 (ja) | 1996-09-06 | 1996-09-06 | Mri装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
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JP (1) | JP3699213B2 (ja) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2010525892A (ja) * | 2007-05-04 | 2010-07-29 | カリフォルニア インスティテュート オブ テクノロジー | 低磁場squid−mri装置、コンポーネント、及び方法 |
DE10229445B4 (de) * | 2001-07-02 | 2014-08-14 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Magnetresonanzbilderzeugungs-Hochfrequenzspule |
-
1996
- 1996-09-06 JP JP23608496A patent/JP3699213B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE10229445B4 (de) * | 2001-07-02 | 2014-08-14 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Magnetresonanzbilderzeugungs-Hochfrequenzspule |
JP2010525892A (ja) * | 2007-05-04 | 2010-07-29 | カリフォルニア インスティテュート オブ テクノロジー | 低磁場squid−mri装置、コンポーネント、及び方法 |
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---|---|
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