JP2006320423A - Ｍｒｉ用信号検出装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 良好な撮像Ｓ／Ｎ比が得られ、検出される核磁気共鳴信号が比較的小さくても高精度の撮像画質が得られる、ＭＲＩ用信号検出装置を提供する。
【解決手段】 ＭＲＩ用信号検出装置１０は、試料１０２を配置する空間Ｓに静磁場を発生させる磁場発生部１２、空間Ｓに傾斜磁場を発生させるために空間Ｓを挟むように設けられる一対の傾斜磁場コイル１４ａ，１４ｂ、および一対の傾斜磁場コイル１４ａ，１４ｂ間に設けられるＲＦプローブ１６を備える。ＲＦプローブ１６は、空間Ｓに配置された試料１０２に高周波磁場を印加しかつ試料１０２からの核磁気共鳴信号を検出するためのＲＦコイル２２と、空間ＳをシールドするためにＲＦコイル２２の内側かつ空間Ｓを包囲するように設けられるＲＦシールド２６とを含む。
【選択図】 図３

Description

この発明はＭＲＩ用信号検出装置に関し、より特定的には、小型のＭＲＩ装置に用いられる信号検出装置に関する。

本願出願人は、小型ＭＲＩ装置の一例をたとえば特許文献１において提案している。
特許文献１に開示されているＭＲＩ装置は、核磁気共鳴を得るための均一な磁場を発生させる磁場発生装置と、傾斜磁場を発生するための傾斜磁場コイルと、試料（被検体）に高周波磁場を印加するためのＲＦコイル（高周波コイル）と、試料からの核磁気共鳴信号を検出するためのＲＦコイルとを含む。通常、これらのＲＦコイルは、試料中のプロトン（水素の原子核）の核磁気共鳴を得るため、プロトンのラーモア周波数（４２．５７７ＭＨｚ／Ｔ）に同調されている。このようなＭＲＩ装置は、微弱な核磁気共鳴信号を検出するため銅板などで構成された静電シールド内に配置されている。
特開２００４−４１７１５号公報

しかし、ＲＦコイルの内側の試料挿入部分はシールドされていない。
この場合、ＲＦコイル内に収まる小型の試料ではさほど問題を生じないが、四肢の撮像などのように撮像箇所以外の部分が装置内に収まらない場合は、外部からの誘導ノイズが試料を伝導してＲＦコイルの内側に進入し撮像Ｓ／Ｎ比を悪化させＸ線写真などと比較して撮像画質が劣るおそれがある。特に小型の装置の場合は、構造上磁場強度を高く設定することが難しく実用的な磁場強度は永久磁石を用いた場合で０．１Ｔ〜０．２Ｔであり、全身用装置（０．４Ｔ〜）に比して低磁場であるため、核磁気共鳴信号が小さくなる。その結果、撮像Ｓ／Ｎ比の低下ひいては撮像画質の劣化が顕著になる。

それゆえに、この発明の主たる目的は、良好な撮像Ｓ／Ｎ比が得られ、検出される核磁気共鳴信号が比較的小さくても高精度の撮像画質が得られる、ＭＲＩ用信号検出装置を提供することである。

上述の目的を達成するために、請求項１に記載のＭＲＩ用信号検出装置は、試料を配置する空間に静磁場を発生させる磁場発生部、空間に傾斜磁場を発生させるために空間を挟むように設けられる一対の傾斜磁場コイル、および一対の傾斜磁場コイル間に設けられるＲＦプローブを備え、ＲＦプローブは、空間に配置された試料に高周波磁場を印加しかつ試料からの核磁気共鳴信号を検出するためのＲＦコイルと、空間をシールドするためにＲＦコイルの内側かつ空間を包囲するように設けられるＲＦシールドとを含むことを特徴とする。

請求項２に記載のＭＲＩ用信号検出装置は、請求項１に記載のＭＲＩ用信号検出装置において、ＲＦプローブはその外面に外部シールドを有し、ＲＦシールドは、それぞれＲＦコイルによって空間内に発生する高周波磁場に対して平行に延びる複数の第１導体と、複数の第１導体を繋ぐ第２導体とを含み、第２導体が外部シールドに接続されることを特徴とする。

請求項３に記載のＭＲＩ用信号検出装置は、請求項１または２に記載のＭＲＩ用信号検出装置において、ＲＦコイルは、隙間をあけて平行に延びる２つの導体を含み、２つの導体の一端部は相互に接続されかつ他端部は相互に接続されることを特徴とする。

請求項１に記載のＭＲＩ用信号検出装置では、ＲＦコイルの内側にＲＦシールドが設けられるので、たとえ試料が大きく撮像箇所以外の部分が装置内に収まらない場合であっても、外部からの誘導ノイズが試料を伝導してＲＦコイルの内側に進入し撮像Ｓ／Ｎ比を悪化させることを防止できる。したがって、検出される核磁気共鳴信号が比較的小さくても、高精度の撮像画質が得られる。

請求項２に記載のＭＲＩ用信号検出装置では、ＲＦシールドが、ＲＦコイルによって試料配置空間に発生する高周波磁場に対して平行に延びる複数の第１導体と、複数の第１導体を繋ぐ第２導体とを含み、第２導体が外部シールドに接続される。この場合、外部シールドによって、空間に配置された試料に印加される高周波磁場および試料からの核磁気共鳴信号を妨げることなく、試料からの静電誘導結合を大幅に低下することができノイズを効果的に抑えることができる。また、上述のような第１導体と第２導体とからなるＲＦシールドを設けることによって、試料を空間に配置することによるＲＦコイルの浮遊容量の変化が小さいためインピーダンス変動が小さくなり、共鳴周波数の変化が少なくラーモア周波数からのズレが小さくなる。したがって、核磁気共鳴信号の検出強度の低下や変動が殆ど見られなくなり、安定した撮像が可能となる。

ＲＦコイルが帯状の導体を用いたソレノイドである場合、表皮効果によってＲＦコイルを流れる電流は導体のエッジ部に集中し、導体の中央部が通電に寄与する割合は小さい。したがって、請求項３に記載のＭＲＩ用信号検出装置のように、隙間をあけて平行に延びる２つの導体を含み２つの導体の一端部が相互に接続されかつ他端部も相互に接続されたＲＦコイル、すなわち導体の中央部を除去した平行２線型のＲＦコイルを用いても、導体としての通電性能は損なわれず、それどころか等価直列抵抗を上昇させることなく線間（２つの導体間）およびＲＦコイルとＲＦシールドとの間の分布容量を小さくすることができ、ＲＦコイルの性能指数Ｑを向上させることができる。

この発明によれば、小型ＭＲＩ装置において、装置内に収まらない試料を測定する場合であっても試料からの誘導ノイズを抑えることができる。したがって、検出される核磁気共鳴信号が比較的小さくても高精度の撮像画質が得られる。

以下、図面を参照してこの発明の実施の形態について説明する。
ここでは、図１に示すように、この発明の一実施形態の信号検出装置１０をＭＲＩ装置１００に用いた場合について説明する。

図１を参照して、ＭＲＩ装置１００は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して試料１０２の断層画像を得るものであり、信号検出装置１０、中央処理装置（以下、ＣＰＵという）１０４、シーケンサ１０６、送信系１０８、傾斜磁場電源１１０、受信系１１２および信号処理系１１４を含む。試料１０２としては、たとえば指などの身体の一部分や小動物、食物等が用いられ、ＭＲＩ装置１００によってその中身が検査される。この実施形態では、試料１０２としてたとえばマウスが用いられる。

図２をも参照して、信号検出装置１０は、一対の永久磁石１２ａ，１２ｂを含む磁場発生部１２と、磁場発生部１２の内側において空間Ｓを挟むように設けられかつそれぞれＸ，Ｙ，Ｚの３方向に巻かれた一対の傾斜磁場コイル１４ａ，１４ｂと、一対の傾斜磁場コイル１４ａ，１４ｂ間において空間Ｓを包囲するように設けられるＲＦプローブ１６とを含む。磁場発生部１２によって、試料１０２が配置される空間Ｓに、水平方向（図２において破線で示す）の均一な静磁場が発生される。傾斜磁場コイル１４ａ，１４ｂによって空間Ｓに傾斜磁場が発生され、ＲＦプローブ１６によって試料１０２に高周波磁場が印加されかつ試料１０２からの核磁気共鳴信号が検出される。

シーケンサ１０６は、ＣＰＵ１０４によって制御され、試料１０２の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を、送信系１０８、傾斜磁場電源１１０および受信系１１２に送る。

送信系１０８は、高周波発振器１１６、変調器１１８および高周波増幅器１２０を含む。高周波発振器１１６から出力された高周波パルスがシーケンサ１０６の命令に従って変調器１１８で振幅変調され、この振幅変調された高周波パルスが高周波増幅器１２０で増幅された後に、試料１０２近傍に配置されたＲＦコイル（高周波コイル）２２（後述）に供給されることによって、試料１０２に高周波磁場が印加される。

シーケンサ１０６からの命令に従って、傾斜磁場コイル１４ａ，１４ｂそれぞれの傾斜磁場電源１１０が駆動されることによって、Ｘ，Ｙ，Ｚの３方向の傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚが試料１０２に印加される。傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚの加え方によって、試料１０２に対するスライス面を設定することができる。

受信系１１２は、増幅器１２２、シフター１２４、直交位相検波器１２６およびＡ／Ｄ変換器１２８を含む。ＲＦコイル２２によって試料１０２に高周波磁場が印加されると、それに応じて試料１０２からの核磁気共鳴信号がＲＦコイル２２で検出され、増幅器１２２、シフター１２４および直交位相検波器１２６を介してＡ／Ｄ変換器１２８に入力されてデジタル量に変換される。この際、Ａ／Ｄ変換器１２８はシーケンサ１０６からの命令によるタイミングで、直交位相検波器１２６から出力された２系列の信号をサンプリングし、２系列のデジタル信号を出力する。それらのデジタル信号は信号処理系１１４に送られフーリエ変換される。

信号処理系１１４は、ＣＰＵ１０４、磁気ディスク１３０および磁気テープ１３２等の記録装置、ならびにＣＲＴ等のティスプレイ１３４を含む。デジタル信号を用いてフーリエ変換、補正係数計算、像再構成等の処理を行い、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って得られた分布が画像化されて、ディスプレイ１３４に表示される。

ついで、ＲＦプローブ１６について説明する。
図３および図４を参照して、ＲＦプローブ１６は有底中空状の筐体１８を含む。筐体１８内には対向する側壁間に跨るようにたとえばアクリルからなる中空筒状の巻き枠２０が設けられる。

巻き枠２０の外面には、ＲＦコイル２２が巻回されている。ＲＦコイル２２は、平行に延びる帯状または線状の２つの導体２２ａを含み、２つの導体２２ａの一端部２２ｂが相互に接続されかつ他端部２２ｃも相互に接続されている。すなわち、ＲＦコイル２２は、導体の中央部を除去し隙間２４が形成された平行２線型として構成される。

図５（ａ）および（ｂ）に示すように、共鳴周波数およびインピーダンスを調整するために、ＲＦコイル２２の一端部２２ｂにはトリマコンデンサＣ１が接続され、ＲＦコイル２２の他端部２２ｃには固定コンデンサＣ２が接続され、ＲＦコイル２２の一端部２２ｂと他端部２２ｃとの間にはトリマコンデンサＣ３と固定コンデンサＣ４とが並列接続され、２つの導体２２ａ間には分割容量Ｃ５が接続されている。

このようなＲＦコイル２２を用いることによって図６に示すような高いＱ（たとえば８６．６）が得られる。

巻き枠２０の内側すなわち中空部は筐体１８を貫通しており、巻き枠２０の内側にはＲＦシールド２６が配置され、ＲＦシールド２６内に測定すべき試料１０２が配置される空間Ｓが形成される。

図７（ａ）に示すように、ＲＦシールド２６は、巻き枠２０内において長手方向に延びる複数の直線状の導体２６ａと、複数の導体２６ａの一端部を繋ぎかつ各導体２６ａと直交する略環状の導体２６ｂとを含む。導体２６ａは、ＲＦコイル２２によって空間Ｓに発生する高周波磁場（図３において実線矢印で示し、巻き枠２０の軸方向に形成）に対して平行に延びる。図７（ｂ）にＲＦシールド２６を展開した状態を示す。

図３に戻って、筐体１８の上面開口部にはたとえば銅板からなる外部シールド２８が設けられる。外部シールド２８にＲＦシールド２６の導体２６ｂの一端が接続される。

このような信号検出装置１０によれば、外部シールド２８によって、空間Ｓに配置された試料１０２に印加される高周波磁場および試料１０２からの核磁気共鳴信号を妨げることなく、試料１０２からの静電誘導結合を大幅に低下することができノイズを効果的に抑えることができる。また、ＲＦコイル２２の内側にＲＦシールド２６が設けられるので、たとえ試料１０２が大きく撮像箇所以外の部分が信号検出装置１０内に収まらない場合であっても、試料１０２が導電性を有するために発生する外部からの誘導ノイズが試料１０２を伝導してＲＦコイル２２の内側に進入するのを抑えることができる。

したがって、小型ＭＲＩ用の信号検出装置１０において、装置内に収まらない試料を測定する場合であってもノイズを抑えることができ、撮像Ｓ／Ｎ比を向上できるので、検出される核磁気共鳴信号が比較的小さくても高精度の撮像画質が得られる。

また、図７（ａ）に示す導体２６ａと２６ｂとからなるＲＦシールド２６を空間Ｓを覆うように設けることによって、ＲＦコイル２２より印加される励起用高周波磁場によって渦電流が発生するのを抑制でき、ＲＦコイル２２によって空間Ｓに発生する高周波磁場の変動を抑えることができる。また、試料１０２を空間Ｓに配置したとき試料１０２とＲＦコイル２２との間で発生する浮遊容量の変化を小さくできるため、共鳴周波数の変化が少なくラーモア周波数からのズレが小さくなる。したがって、核磁気共鳴信号の検出強度の低下や変動が殆ど見られなくなり、撮像時の共鳴周波数の煩わしい再調整が殆ど不要となるため、取扱いが容易になるとともに安定した撮像が可能となる。

さらに、ＲＦコイル２２として平行２線型のコイルを用いることによって、等価直列抵抗を上昇させることなく線間（２つの導体２２ａ間）およびＲＦコイル２２とＲＦシールド２６との間の分布容量を小さくすることができ、ＲＦコイル２６の性能指数Ｑを向上させることができる。また、このようなＲＦコイル２２を用いても導体としての性能は損なわれない。

ついで、信号検出装置１０を用いた実験例について説明する。
この実験では、磁場発生部１２の磁気ギャップは２００ｍｍ（図２参照）、空間Ｓにおける静磁場強度は０．１２Ｔとした。図４を参照して、ＲＦプローブ１６の筐体寸法は、高さ２７０ｍｍ×幅２３７ｍｍ×奥行き１６２ｍｍに設定された。ＲＦコイル２２はソレノイド状で、断面１９０ｍｍ×１５０ｍｍの略楕円状、長さ１２０ｍｍとし、幅５ｍｍ、厚さ０．１ｍｍの銅箔からなる２本の導体２２ａを間隔５ｍｍ（総幅１５ｍｍ）で、巻き枠２０の外周に５回巻いた。ＲＦコイル２２に接続されるトリマコンデンサＣ１およびＣ３の容量は０．５〜４０ｐＦ、固定コンデンサＣ２の容量は１４０ｐＦ、固定コンデンサＣ４の容量は６８０ｐＦ、分割容量Ｃ５は８２０ｐＦとした。捲き枠２０の内側においてＲＦコイル２２から５ｍｍ離れた位置にＲＦシールド２６を配置し、ＲＦシールド２６の複数の導体２６ａはφ０．１２ｍｍの径を有しかつ絶縁性材料（たとえばポリウレタン）で被覆された導線からなりそれを１０ｍｍ間隔で平行に配置した。

このようなＲＦコイル２２にネットワークアナライザ（図示せず）を接続し共鳴周波数（この場合５．３ＭＨｚ）で５０Ωになるよう調整した。この状態でＲＦプローブ１６を磁場発生部１２の所定の位置に挿入し、ＭＲＩ装置１００に接続して画像の取得実験を行った。

比較例として、上述の信号検出装置１０からＲＦシールド２６および平行２線型のＲＦコイル２２を除きＲＦコイルとして単線ソレノイドからなるＲＦコイルを用いた比較例１と、信号検出装置１０からＲＦシールド２６を除いた（平行２線型のＲＦコイル２２は使用）比較例２とについて、同様の実験を行った。

実験では、信号検出装置の空間Ｓに腕を挿入し、ＲＦコイルによって高周波磁場を空間Ｓ内の腕に印加し、得られた核磁気共鳴信号のレベル（ＦＩＤ信号のレベル）と、高周波磁場を印加しない場合に検出されたバックグラウンドノイズのレベルとの比によってＳ／Ｎ比を求め、図８に示すような結果が得られた。

図８に示すように、単線ソレノイドコイルを使用した比較例１に比し、平行２線型コイルを使用した比較例２の方が検出信号のレベルが大きく向上し、さらに、本件発明に係る信号検出装置１０のようにＲＦシールド２６を施すことによりノイズレベルが大幅に低下した。信号検出装置１０では比較例１より２．８倍程度Ｓ／Ｎ比が向上した。

なお、空間Ｓへの腕挿入時のインピーダンス変化は、ＲＦシールド２６を設けない比較例１では５０Ωから６１．３Ωとなり、ＲＦシールド２６を設けた信号検出装置１０では５０Ωから５３．５Ωとなり、信号検出装置１０の方がインピーダンス変化が少なくなった。

次に、信号検出装置１０を用いた場合と比較例１を用いた場合とについて、膝の関節を撮像した例を図９に示す。
図９に示すように、比較例１を用いた場合より信号検出装置１０を用いた場合の方が鮮明度が高く、信号検出装置１０によれば重ね合わせ（ＮＥＸ）が２０回ではＸ線に近い等価画像が得られた。

なお、図１０（ａ）に示すようなＲＦシールド３０が用いられてもよい。ＲＦシールド３０は、図１０（ｂ）に示すような櫛歯状をしかつ絶縁性材料（たとえばポリウレタン）で被覆された導体を曲げることによって形成できる。
ＲＦシールド３０によれば、ＲＦシールド２６を用いた場合と同様の効果が得られる。

また、図１１（ａ）に示すようなＲＦシールド３２が用いられてもよい。ＲＦシールド３２は、図１１（ｂ）に示すような網目構造を有しかつ絶縁性材料（たとえばポリウレタン）で被覆された導体を曲げることによって形成できる。

ＲＦシールド３２では、導体が絶縁性部材で被覆されているので渦電流の発生を抑制できる。また、導体の端部を剥き出しの状態とすることによって高周波磁場の変動を抑制できる。

なお、この発明に係る信号検出装置は、小型ＭＲＩ装置だけではなく、医療・全身用のＭＲＩ装置にも適用でき、さらに、超音波診断装置と同等以上に非破壊検査用装置に適用することができる。

この発明に係る信号検出装置を含むＭＲＩ装置の一例を示すブロック図である。 信号検出装置を示す図解図である。 ＲＦプローブを示す斜視図である。 ＲＦプローブの内部構造を示す図解図である。 （ａ）はＲＦコイルおよびそれに接続されるコンデンサを示す図解図であり、（ｂ）はその等価回路図である。 ＲＦコイルのＱを示すグラフである。 （ａ）はＲＦシールドの一例を示す斜視図であり、（ｂ）はその展開図である。 Ｓ／Ｎ比に関する実験結果を示すテーブルである。 撮像画像の比較例を示すデータである。 （ａ）はＲＦシールドの他の例を示す斜視図であり、（ｂ）はその展開図である。 （ａ）はＲＦシールドのその他の例を示す斜視図であり、（ｂ）はその展開図である。

符号の説明

１０ 信号検出装置
１２ 磁場発生部
１４ａ，１４ｂ 傾斜磁場コイル
１６ ＲＦプローブ
２２ ＲＦコイル
２６，３０，３２ ＲＦシールド
２８ 外部シールド
１００ ＭＲＩ装置
１０２ 試料
Ｓ 空間

Claims (3)

1. 試料を配置する空間に静磁場を発生させる磁場発生部、
   前記空間に傾斜磁場を発生させるために前記空間を挟むように設けられる一対の傾斜磁場コイル、および
   前記一対の傾斜磁場コイル間に設けられるＲＦプローブを備え、
   前記ＲＦプローブは、前記空間に配置された前記試料に高周波磁場を印加しかつ前記試料からの核磁気共鳴信号を検出するためのＲＦコイルと、前記空間をシールドするために前記ＲＦコイルの内側かつ前記空間を包囲するように設けられるＲＦシールドとを含む、ＭＲＩ用信号検出装置。
2. 前記ＲＦプローブはその外面に外部シールドを有し、
   前記ＲＦシールドは、それぞれ前記ＲＦコイルによって前記空間内に発生する前記高周波磁場に対して平行に延びる複数の第１導体と、前記複数の第１導体を繋ぐ第２導体とを含み、前記第２導体が前記外部シールドに接続される、請求項１に記載のＭＲＩ用信号検出装置。
3. 前記ＲＦコイルは、隙間をあけて平行に延びる２つの導体を含み、前記２つの導体の一端部は相互に接続されかつ他端部は相互に接続される、請求項１または２に記載のＭＲＩ用信号検出装置。