JP2002191575A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 照射コイルと配線等との高周波結合の割合を
低下させ、照射均一度及び照射効率を向上させ、良質の
画像を撮影することができる照射コイルを用いた磁気共
鳴イメージング装置を実現する。 【解決手段】 照射コイルである平面型バードケージコ
イルにおいて、このバードケージコイルの電位の高い位
置で共振容量３０，３１，３２，３３を直列に複数配置
する。これにより、動作電位の変化を抑制することがで
き、外的要因に対する電位変化が少なくなる。つまり、
バードケージコイルに対するプリアンプ等などの位置の
変化によるバードケージコイルの電位ずれが少なくなり
高周波結合の変動を抑制することができる。したがっ
て、照射コイルと配線等との高周波結合の割合を低下さ
せ照射均一度及び照射効率を向上させ良質の画像を撮影
することができる照射コイルを用いた磁気共鳴イメージ
ング装置を実現できる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴を利用し
て被検体の所望箇所を画像化する磁気共鳴イメージング
装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置（以下ＭＲＩ
装置と記す）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】均一で強力な磁場発生装置内に置かれた被
検体の原子核スピンは磁場の強さによって定まる周波数
（ラーモア周波数）で磁場の方向を軸として歳差運動を
行なう。

【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、被検体に外部より照射すると、ス
ピンが励起され高いエネルギー状態に遷移する（核磁気
共鳴現象）。

【０００５】こ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もとの低いエネルギー状態にも
どり、このときに、被検体から外部に電磁波（ＮＭＲ信
号）を放出する。これを、その周波数に同調した高周波
受信コイルで検出する。

【０００６】このとき、空間内に位置情報を付加する目
的で、Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の３軸の傾斜磁場を磁場空間に
印加する。

【０００７】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可能となる。

【０００８】高周波パルスの照射には、静磁場方向に直
行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、磁場空間の広範囲な領域にお
いて照射均一性向上のための研究、改良がなされてお
り、種々のコイルが使用されている。

【０００９】図４は、照射コイルの一例を示す図であ
り、平面型バードケージコイルの例を示している。図４
において、同一平面上に同心円状で大きさの異なる２つ
のリング状導体１ａ及び１ｂは、複数本の直線導体２に
よって相互接続されている。

【００１０】図５は、このバードケージコイルにおける
回路図を示した図である。 図５において、ループａ
は、図４中のリング状導体１ａを、ループｂはリング状
導体１ｂを示したものである。

【００１１】ループａ及びループｂは、通常、磁気共鳴
周波数に同調されており、この同調にはコンデンサｃお
よびコイル１が使用されている。

【００１２】図６は、図５に示したループａにおける電
圧分布及び電流分布を示した図である。

【００１３】図６において、ループａは共振周波数に同
調されているため、給電点ｄにおいて電流は最大、電圧
は最小となる。

【００１４】図７は、図４に示した照射コイルが、ＭＲ
装置内に実装されている一例を示した図である。

【００１５】図７において、照射コイル１８は、通常、
被検体１４に照射パルスを効率よく印加するために、被
検体１４の近傍に配置されている。

【００１６】また、被検体１４の周囲には、被検体１４
からの磁気共鳴信号を受信するための受信コイル１７及
び受信信号を増幅させるプリアンプ２２、さらにプリア
ンプ２２にて増幅された信号を、Ａ／Ｄ変換器（図示せ
ず）に接続するための配線２３などが配置されており、
それらは、通常、被検体１４を乗せるための寝台内に実
装されている。

【００１７】また、これらの受信コイル１７、プリアン
プ２２および配線２３は、製作の容易性及び操作性の観
点から一箇所にまとめて配置されている場合がある。

【００１８】

【発明が解決しようとする課題】ところで、患者（被検
体１４）を乗せる寝台は、撮影部位を調整するために可
動構造となっており、結果として、照射コイル１８と、
プリアンプ２２と、配線２３との位置関係は固定されて
いないため、変化する。

【００１９】その場合、受信コイル１７、プリアンプ２
２及び配線２３の持つ電位と照射コイル１８の電位との
間に、電位差が生じ高周波結合を発生する。この高周波
結合の強さは、電位差に影響を受けるため位置関係が変
化すると、その結果として、高周波結合の強さが変動す
る。

【００２０】図８は、高周波結合の変動を簡単に説明す
るための図である。図８において、照射コイル１８はＱ
Ｄコイルとして動作する。ここで、Ｃは図５の回路図中
のコンデンサｃの一部を示したものであり、このうち、
コンデンサ８は図６におけるもっとも電圧の高い場所に
位置する。

【００２１】通常、ＱＤコイルの場合、２つの給電点は
直交するように配置されているため、一方の給電点が、
他方の給電点の共振回路に影響をおよぼすことはない。

【００２２】ところが、図７に示すように、照射コイル
１８の一方側のみが配線２３などの影響により高周波結
合すると（図８においては、プリアンプ２２と配線２３
とは図示の位置となる）、照射コイル１８の電位が高い
位置をプリアンプ２２と配線２３とが位置することとな
る。この場合、プリアンプ２２と、配線２３と、照射コ
イル１８との高周波結合は、プリアンプ２２、配線２３
の位置変動により変動する。

【００２３】図９は電位の変動を説明するための図であ
り、ｄ（図９の（Ａ）及びｄ’（図９の（Ｂ））の共振
回路に発生する電圧を示したものである。理想的な状態
では、各々の電圧分布は、実線で示すｖ１及びｖ１’と
なり、ｖ１の電位が最も高い（又は低い）場所において
ｖ１’の電位はべ一ス電位となり高周波結合を阻止して
いる。

【００２４】ところが、図８におけるプリアンプ２２、
配線２３が、照射コイル１８に対して相対的に移動する
と、ｇ点では共振回路ｄのもっとも電位の高い位置とな
り、図９においてｇ点に示すように電位の変化が現れる
（破線図示）。

【００２５】その結果、図９においてｅ点に示すよう
に、ｄのべ一ス電位となる位置が移動し、ｄ’との電位
差に変動が発生する。

【００２６】そのため、ｄ及びｄ’のＱＤコイルの直交
性が失われ、ＱＤコイルの２つのコイル間で高周波結合
を発生する。

【００２７】この高周波結合によりＱＤコイルの両コイ
ルから発生する高周波磁場の位相が９０°から誤差を生
じ、結果として照射パルスの均一度の劣化や照射効率の
低下を招くこととなっていた。

【００２８】しかしながら、従来の技術においては、上
記照射コイル１８とその近傍にある配線２３などとの高
周波結合については、考慮がなされていなかった。

【００２９】本発明の目的は、照射コイルと配線等との
高周波結合の割合を低下させ、照射均一度及び照射効率
を向上させ、良質の画像を撮影することができる照射コ
イル及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置を実現
することである。

【００３０】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明は次のように構成される。 （１）被検体に静磁場を与える磁気回路と、被検体にス
ライス傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場及びエンコード
傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイルと、被検体に磁気共
鳴を起させる照射パルスを印加する照射コイルと、磁気
共鳴信号を検出する受信コイルと、この受信コイルによ
り検出された検出信号を使って対象物体の画像を得る画
像再構成手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置にお
いて、上記照射コイルは、上記被検体に照射パルスを印
加するための動作電圧を分散させるための手段を有す
る。

【００３１】被検体に照射パルスを印加するための、こ
の照射コイルの動作電圧を分散させるための手段を、照
射コイルが有するように構成すれば、照射コイルの有す
る電位の変化がなだらかとなり、照射コイルの周辺に配
置されるプリアンプ等の位置が変動しても、これらプリ
アンプ等と照射コイルとの高周波結合の変化を低減する
ことができる。

【００３２】つまり、本発明では照射コイルの電位変化
を局所的に小さくすることで高周波結合の強さが周辺物
の位置により変動することを防止することができる。

【００３３】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施形態を添付図
面に基づいて詳細に説明する。図３は、本発明に係るＭ
ＲＩ装置の全体構成概略を示すブロック図である。

【００３４】図３において、ＭＲＩ装置は、核磁気共鳴
（ＮＭＲ）現象を利用して被検体１４の断層画像を得る
ものであり、磁場発生装置１１と、ＭＲＩユニット１２
と、傾斜磁場コイル２１と、照射コイル１８と、受信コ
イル１７と、ベッド１６と、表示装置１５とを備える。

【００３５】磁場発生装置１１は、被検体１４に強く均
一な静磁場を発生させるもので、被検体１４の周りのあ
る広がりをもった空間に永久磁石方式あるいは超電導方
式等の磁場発生手段が配置されている。

【００３６】ＭＲＩユニット１２は、撮像における種々
のパルスシーケンスをコントロールする制御装置１０
と、高速な画像データ演算装置１３と、傾斜磁場電源２
０と、高周波装置１９とを備える。

【００３７】傾斜磁場コイル２１は、Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸
の３軸に、それぞれ１組づつ配置され、制御装置１０に
制御される傾斜磁場電源２０の出力電流によって被検体
１４の周りに必要な傾斜磁場空間を形成し、ＮＭＲ信号
に位置情報を与える。

【００３８】高周波装置１９は、制御装置１０のコント
ロールに従って照射コイル１８により被検体１４にスピ
ン励起のための高周波パルスを照射する。

【００３９】この結果生じるＮＭＲ信号を受信コイル１
７で検出し、高周波装置１９で収集した信号データに演
算装置１３で画像再構成演算等を行ない、得られたＭＲ
Ｉ画像を表示装置１５に出力するようになっている。

【００４０】ここで、本発明の一実施形態である照射コ
イル１８の構成を図１を用いて説明する。

【００４１】図１において、リング状導体３と、このリ
ング状導体３よりも小径であるリング状導体５との円周
上に、複数の直線導体４を等間隔になるように接続す
る。これにより、リング状導体３とリング状導体５とは
相互接続される。

【００４２】直線導体４の本数は、本発明の一実施形態
においては８本としているが、直交送信（ＱＤ送信）方
式を用いる場合には４ｎ（ｎは自然数）にする必要があ
る。このため、直線導体４の本数は、４〜１６本が適当
である。

【００４３】リング状導体３の円周上と直線導体４との
接続部間に、互いに直列に共振容量素子８を配置し、リ
ング状導体５の円周上と直線導体７との接続部間に、互
いに直列に図示しない共振容量素子を、それぞれ接続し
照射コイル１８を構成する。

【００４４】ここで、照射コイル１８には給電点３０及
び給電点３１から高周波装置１９の高周波信号が供給さ
れる。給電点３０及び３１からみてもっとも電圧の高く
なる位置（９０度回転した位置、つまり、共振容量３
２、３３が配置される位置）には共振容量素子を直列に
複数設ける。

【００４５】図１において、共振容量３２（３３）は３
つの共振容量素子により構成されているが、この共振容
量３２（３３）を構成する共振容量素子は複数であれば
よい。この複数設けた共振容量３２（３３）は、直列合
成容量が図１中の共振容量８と等価になるように設定さ
れ、従って共振容量３２（３３）を構成する複数の容量
は共振容量を構成する数ｎに共振容量８を乗じた容量と
なる。

【００４６】ただし、図１中、給電点３０，３１では、
高周波装置１９とのインピーダンスマッチングをあわ
せ、効率よく照射を行うために必ずしもｎ×共振容量８
の容量にする必要はない。

【００４７】同様に、共振容量３２，３３においても照
射コイル１８の共振周波数調整のためｎ×共振容量８の
容量にする必要はない。

【００４８】図１における電位を示した図が図２であ
る。

【００４９】図２において、共振容量３２を１つのコン
デンサで構成した場合の電位４０（実線）の波形に対し
て共振容量３２を複数のコンデンサにて構成した場合の
電位４１（破線）の波形は、電位４０に比べて電位の変
化がなだらかとなり、図７におけるプリアンプ２２、配
線２３などに対する高周波結合の変化を低減することが
できる。

【００５０】つまり、電位４１は、なだらかな波形とな
っているため、プリアンプ２２、配線２３などと照射コ
イル１８との相対位置が変化して、電位４１が変動して
も、波形の傾斜が緩やかであるため、たとえば、図９に
示すｅ点の電位変動は電位４０と比較して小となる。

【００５１】

【発明の効果】以上述べたように、本発明によれば、平
面型バードケージコイルにおいて、このバードケージコ
イルの電位の高い位置で共振容量を直列に複数配置する
ように構成し、動作電位の変化を抑制することができ、
結果的に外的要因に対する電位変化が少なくなるように
構成されている。

【００５２】これにより、平面型バードケージコイルに
対するプリアンプ、配線などの位置の変化による平面型
バードケージコイルの電位ずれが少なくなり、高周波結
合の変動を抑制することができる。

【００５３】したがって、本発明は、照射コイルと配線
等との高周波結合の割合を低下させ、照射均一度及び照
射効率を向上させ、良質の画像を撮影することができる
照射コイル及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置
を実現することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施形態である平面型バードケージ
コイルの概略構成図である。

【図２】本発明の一実施形態であるバードケージコイル
の電位図である。

【図３】本発明が適用されるＭＲ装置の概略構成図であ
る。

【図４】従来のバードケージコイルの概略構成図であ
る。

【図５】従来のバードケージコイルの回路図である。

【図６】バードケージコイルの動作電位説明図である。

【図７】バードケージコイル及びその周囲の概略断面図
である。

【図８】バードケージコイルと周辺部の干渉を説明する
図である。

【図９】プリアンプ等とバードケージコイルとの相対位
置が変動した場合の電位変化を説明する図である。

【符号の説明】

３ リング状導体 ４ 直線導体 ５ リング状導体 ６ 直線導体 ８ 共振容量 １１ 磁場発生装置 １２ ＭＲＩユニット １３ 演算装置 １４ 被検体 １５ 表示装置 １６ ベッド １７ 受信コイル １８ 照射コイル １９ 高周波装置 ２０ 傾斜磁場電源 ２１ 傾斜磁場コイル ２２ プリンプ ２３ 配線 ３０ 共振容量 ３１ 共振容量 ３２ 共振容量 ３３ 共振容量

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検体に静磁場を与える磁気回路と、被
   検体にスライス傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場及びエ
   ンコード傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイルと、被検体
   に磁気共鳴を起させる照射パルスを印加する照射コイル
   と、磁気共鳴信号を検出する受信コイルと、この受信コ
   イルにより検出された検出信号を使って対象物体の画像
   を得る画像再構成手段とを備えた磁気共鳴イメージング
   装置において、 上記照射コイルは、上記被検体に照射パルスを印加する
   ための動作電圧を分散させるための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。