JPH03218734A - 核磁気共鳴イメージング装置における受信コイルのチューニング方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野〕 本発明は、核磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＨＩ
装置と略す）に係り、特に可撓性を有する高周波受信コ
イルの同調を常に最良の状態にする機能を備えたＭＲＩ
装置に関する。

〔従来の技術〕

ＭＨＩ装置では原子核に高周波パルスを照射して励起し
、共鳴した原子核より放出される高周波信号（これをＮ
ＭＲ信号という）を検出する．このＮＭＲ信号は非常に
微弱であるため質の高い信号を得るために受信コイルを
構成している共振回路は高いＱ（クオリティファクタ）
が要求される．受信コイルの共振特性は被検体と受信コ
イルの間に浮遊容量が存在するため、被検体によって変
化する．従って共振特性を維持し、感度の良好な状態に
するには、被検体に合わせて受信コイルのコンデンサの
容量を調整し、共振点に同調させなければならない．こ
の同調方法は特願昭６１−　２５５６６４号に詳細に記
されている． また、腹部を撮像する受信コイルは、平均的な人体寸法
に合わせた固定形状のものであった．コイルの形状には
被検体の体格に応じて画像のＳＺＮ比が最良となる最適
形状が存在するため，体格の小さい人に対しては固定形
状のコイルでは大きすぎ、得られる画像のＳＮ比が劣化
する問題があった。これに対し特願昭６３−１５２３４
１号に示されるような可撓性を有する素材で作られた受
信コイルを使うことによりどのような体格の人に対して
も受信コイルが被検体に密着しＳ／Ｎの良好な画像が得
られるようになった． 〔発明が解決しようとする課題〕 しかしながら、上述した可撓性を有する受信コイルは、
被検体の呼吸による腹部の動きのために形状が変化する
．コイル形状の変化により受信コイルのインダクタンス
（Ｌ値）は変化し、一般に吸気ではＬ値は大きくなり、
呼気の場合にはＬ値は小さくなる．同調のための制御電
圧は一定であるため、コイルの形状変化によるＬ値の変
化で同調点が移動し，質の高い信号を検出することがで
きなくなり、画像の劣化が生じるという問題がある． 本発明は上述したような問題点を解消するためになされ
たものであり、信号計測中，受信コイルの同調が常にと
れた状態を維持し、Ｓ／Ｎ比の高い良質な画像が得られ
る核磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的と
する． 〔課題を解決するための手段〕 上記目的を達成するためには、被検体の呼吸による腹部
の動きによって変化する受信コイルのＬ値に対応させて
、同調を行なう可変容量素子の容量を変化させて共振点
の変動を抑えることとした．すなわち、Ｌ値が増加した
時は、共振の周波数が下がるので容量を小さくし、逆に
Ｌ値が減少した時には、容量を大きくする．容量の制御
は可変容量素子に印加する同調電圧で行なわれているの
で、この電圧を共振点の変動が小さくなるように制御す
ればよい． 〔作用〕 本発明によれば、被検体の呼吸による動きに対応して変
化する可撓性受信コイルの共振点に対し該受信コイルに
印加する同調電圧を共振点が変化しないように制御する
ので、信号計測中のいずれの時においても受信コイルは
最良の同調状態となる。これにより、コイル形状が変化
しても最適受信状態が得られ、ＳＮ比の高い良質な画像
が得られる。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて詳細に説明
する． 第７図は本発明に係る核磁気共鳴イメージング装置の全
体構成図を示すブロック図である．この核磁気共鳴イメ
ージング装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して
被検体６の断層画像を得るもので静磁場発生磁石１０と
、中央処理装置（以下，ＣＰＵという）１１と、シーケ
ンサ１２と送信系１３と、勾配磁場発生系１４と、受信
系１５と、信号処理系１６とからなる．上記静磁場発生
磁石１０は被検体６の周りにその体軸と直交する方向に
強く均一な静磁場を発生させるもので、上記被検体６の
周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式又は常伝
導方式あるいは超伝導方式の磁場発生手段が配置されて
いる．上記シーケンサ１２は、ＣＰＵＩｌの制御で動作
し、被検体６の断層画像のデータ収集に必要な種々の命
令を送信系１３及び勾配磁場発生系１４並びに送信系１
５に送るものである．上記送信系１３は、高周波発振器
１７と変調器１８と高周波増幅器１９と送信側の高周波
コイル２０ａとからなり，上記高周波発撮器１７から出
力された高周波パルスをシーケンサ１２の命令に従って
変調器１８で振幅変調し，この振幅変調された高周波パ
ルスを高周波増幅器１９で増幅した後に被検体６に近接
して配置された高周波コイル２０ａに供給することによ
り、電磁波が上記被検体６に照射されるようになってい
る．上記勾配磁場発生系１４は、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸方向
に巻かれた傾斜磁場コイル２１とそれぞれのコイルを駆
動する傾斜磁場電源２２とからなり、上記シーケンサ１
２からの命令↓こ従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電
源２２を駆動することにより、ｘ，ｙ，ｚの３軸方向の
傾斜磁場ＧＸ　，Ｇｙ　，Ｇｚを被検体６に印加するよ
うになっている．この傾斜磁場の加え方により、被検体
６に対するスライス面を設定することができる．上記受
信系１５は、受信側の高周波コイル２０ｂと増幅器２３
と直交位相検波器２４とＡ／Ｄ変換器２５とからなり、
上記送信系の高周波コイル２０ａから照射された電磁波
による被検体６の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被検体
６に近接して配置された高周波コイル２０ｂで検出され
、増幅器２３及び直交位相検波器２４を介してＡ／Ｄ変
換器２５に入力してデジタル量に変換され、さらにシー
ケンサ１２からの命令によるタイミングで直交位相検波
器２４によりサンプリングされた２系統の収集データと
され、その信号が信号処理系１６に送られるようになっ
ている．この信号処理系１６は、ＣＰＵＩＩと、磁気デ
ィスク２６及び磁気テープ２７等の記録装置と、ＣＲＴ
等のディスプレイ２８とからなり上記ＣＰＵＩＩでフー
リ工変換、補正係数計算、画像再構成等の処理を行ない
，任意断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な
演算を行なって得られた分布を画像化してディスプレイ
２８に表示するようになっている。

本発明に係る同調電圧発生部は第７図のシーケンサ１２
に含まれ、その詳細を第１図に示す．これは従来の同調
電圧発生部１と加算器２と呼吸センサ３と増幅器４とか
らなる。従来の同調電圧発生部１は、従来通り、一定の
電圧を発生する．呼吸センサ３は被検体６の呼吸による
動きに応じた波形を発生する．第２図はこの波形の概略
図で呼気の時と比較して吸気の時には受信コイルのＬ値
は大きくなる。得られた呼吸波形５は増幅器４で増幅さ
れ加算器２により上述した従来の同調電圧発生部１から
の電圧と加算され、受信コイル２０ｂに印加される。従
来の同調電圧に呼吸による電圧を加算した本発明の同調
電圧の概略を第３図に示す．受信コイル２０ｂ内の同調
部の可変容量素子の印加電圧と容量の関係は第４図に示
すように電圧が高いほど容量は小さくなる．コイル形状
の変化による同調周波数の変化は約６　０　ｋ　Ｈ　ｚ
でＬ値の変化は０．１μＨである．この変化を補償する
容量の変化は実測で８０ｐＦであった．可変容量素子の
容量変化幅は約１２０ｐＦであるからコイル形状変化の
中点で同調が行なわれていればコイルのＬ値の変化を容
量素子の容量変化で補償が可能である．すなわち吸気で
Ｌ値が大きくなり電圧が上がると容量が減少し、逆に呼
気ではＬ値が小さくなり、容量が増加し、同調点の変化
を同調電圧が一定の時と比較して抑えることができる。

また、増幅器４は受信コイルのＬ値の変化を補償し、共
振点の変動を最小限に抑えるために呼吸波形の増幅率や
オフセットを調整できるようになっている．上記した呼
吸センサは，たとえば第５図に示すように被検体両側に
対応するガントリ−４０側面にいくつかの赤外線送受信
部３０．３１の対を対向してならべ、被検体の呼吸によ
る動きにより受信部３１に到達する信号の変化を観測し
てもよいし、あるいは、第６図に示したように被検体上
方のガントリ−４０に設置された１対の赤外線等の送受
信部３０．３１を使い、送信部３０から送４ られた信号が受信部３１に到達する時間の変化を観測し
てもよいし、又は、一般的な呼吸同期撮像時に使用され
る呼吸センサなど、被検体の呼吸波形が計測できるもの
であれば何れのものでもよい．なお、第３図に示した本
発明の同調電圧波形において、従来の一定の同調電圧８
が被検体６の呼気の時と同じであるのは、従来の同調電
圧８を決定する時に被検体に呼気の状態で呼吸を止めて
行なった時の例である。

〔発明の効果〕

以上述べたように本発明は、可撓型受信コイルの形状変
化によるＬ値の変動に伴う共振点の変動に対し、同調を
とるために印加する同調電圧をこれまでの一定であった
ものから、呼吸動に応じて変化するように制御したので
、Ｌ値が変わっても共振点の変動を抑えることができ、
常に質の高い信号計測が行え、画質の向上が計れるとい
う効果がある．

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の同調電圧発生部の実施例図，第２図は
被検体の呼吸波形の概略図、第３図は本発明の同調電圧
波形の概略図、第４図は同調電圧対容量の関係を示す概
略図、第５図および第６図は呼吸波形計測の方法を示す
実施例図、第７図は本発明のＭＲＩ装置の実施例図であ
る．１・・・従来の同調電圧発生部、２・・・加算器、
３・・・呼吸センサ、４・・・増幅器、５・・・呼吸波
形，６・・・被検体、７・・・同調電圧波形、８・・・
従来の同調電圧、３０・・・送信部（呼吸波形計測用）
、３１・・・受信部第 ｇ ｌ 第 Ｚ （２） 咋同 ＃３ ｍ 茶４の

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. １．　被検体の体軸方向又はこれと直交する方向に静磁
   場を発生させる静磁場発生磁石を有すると共に該被検体
   に電磁波を照射する高周波送信系と該被検体に近接させ
   て配置され該被検体から放出される電磁波を検出する高
   周波受信コイルと受信した信号を増幅、周波数変換する
   高周波受信系と該高周波送信系と該高周波受信系の制御
   を行なう高周波制御系を有する核磁気共鳴イメージング
   装置において、該高周波制御系の高周波受信コイルの同
   調電圧発生部は受信コイルの同調点の変化を少なくする
   ような制御電圧を発生することを特徴とする核磁気共鳴
   イメージング装置における受信コイルのチユーニング方
   法。