JP3231430B2

JP3231430B2 - 核磁気共鳴検査装置

Info

Publication number: JP3231430B2
Application number: JP30372992A
Authority: JP
Inventors: 宗孝津田; 征雄薮崎
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1992-11-13
Filing date: 1992-11-13
Publication date: 2001-11-19
Anticipated expiration: 2016-11-19
Also published as: JPH06142076A

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、核核磁気共鳴現象を利
用して生体内の各組織の特定原子核（例えば、水素原子
核や燐原子核など）の密度分布や緩和時間や動きを無侵
襲に測定し、医学診断のための情報を得る核磁気共鳴検
査装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】核磁気共鳴現象を利用して、人体等の断
層画像を得るための核磁気共鳴検査装置がある。この核
磁気共鳴検査装置として、重要なことは、検査部位のそ
れぞれの位置に依存した信号を計算処理して、この計算
処理の結果が、忠実に検査部位の特性や状態を再現でき
るか否かということである。つまり、核磁気共鳴信号の
強度が検査部位の特性や状態に正しく対応し得ることで
ある。この核磁気共鳴信号の強度は、核スピンを励起す
る高周波磁場の強度に依存するので、検査部位全域にわ
たって高周波磁場が均一なことと、正確にその強度が制
御されることが必要となってくる。この高周波磁場の強
度を制御するためには下記の点を考慮しなければならな
い。

【０００３】被検体である人体組織は、かなり高濃度の
イオンを含んでいるので、電気を伝導する。人体の組織
や器官の電気伝導度は、ほぼ１００ミリモルの塩化ナト
リウム溶液の電気伝導度に等しい。高周波コイル内に被
検体を配置し、この高周波コイルに共鳴周波数に対応す
る高周波電力を印加して高周波磁場を発生させると、電
磁誘導により、被検体自身にも電流が流れ電力が消費さ
れる。この電力損失は高周波コイル自身の抵抗の電力損
失と同じであり、被検体の損失が付加的に高周波コイル
の抵抗として考えられる。被検体や検査部位が変われ
ば、この付加的な抵抗の値が異なり、発生する高周波磁
場の強度が変動することになる。そこで、検査にあたっ
ては高周波磁場の強度を調整するための操作を必要とし
ている。この調整は検査部位から検出される核磁気共鳴
信号の強度を測定することで行われる。これは、高周波
磁場の強度を変化させながら、核磁気共鳴信号の最大値
を検出し、そのときの高周波磁場強度を９０度パルスと
する方法が用いられている。高周波磁場の強度を変化さ
せるインターバルは、検査部位組織の核スピンが緩和す
る時間の５倍程度要することが知られている。

【０００４】人体組織の核スピン緩和時間は、４００ミ
リ秒から１５００ミリ秒に分布しており、組織毎にイン
ターバルを変化させるか、あるいは、調整時間の最短化
を犠牲にして、最も長い緩和時間に適合しなければなら
なかった。さらに、血液や脳脊髄液の流体組織のスピン
によって、核磁気共鳴信号に誤差成分が含まれ、高周波
磁場信号が大きめに設定される傾向があった。

【０００５】これを改善するために、特開昭６２−２６
８５４０公報に示すように、高周波コイルのＱ値を低下
させる高周波損失手段を設け、被検体毎の調整を不要と
して時間効率及び検査効率を向上するように構成された
核磁気共鳴装置が提案されている。また、米国特許第４
７１７８８１号では、励起用の高周波磁場の均一性の改
善、及び被検体の誘電損失による高周波コイルの共振周
波数の変異の影響を低減するために、負荷コイルを間欠
的に動作させることが提案されている。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】ところで、核磁気共鳴
検査装置の普及が進むに連れ、検査部位の適用も拡大さ
れ、それぞれの部位組織に最適な形状や性能を有する複
数の高周波コイルを用いることが一般的となった。しか
しながら、上記従来技術は、単一の高周波コイルの高周
波磁場の強度調整について考慮されたものである。した
がって、個々の高周波コイルについて、個々の高周波電
力範囲が存在するため、上記従来技術において、高周波
磁場を複数の高周波コイルについて制御するには、高周
波電力の強度変化範囲を拡大しなければならなかった。
このため、被検体を装置に配置して検査を開始するまで
に、広範囲にわたって高周波電力増幅器の出力調整を実
行しなければならず、多大な調整時間が必要であり、検
査全体の効率が低下してしまっていた。

【０００７】さらに、上記従来技術において、複数の高
周波コイルを配置した場合には、個々の高周波コイルで
の、高周波電力の強度変化範囲が狭くならざるおえず
（上述のように、個々の高周波コイルについて個々の高
周波電力範囲が存在するため）、検査モードに応じた検
査部位の核スピンの励起レベル（フリップ角と称する）
は、微調整が困難で、低い調整分解能しか得られなかっ
た。上記フリップ角の微調整の必要性は、以下のような
理由による。つまり、現在、血管系の非侵襲イメージン
グ（ＭＲアンギオグラフィと称する）は、核磁気共鳴検
査装置の最も重要なものの一つになろうとしている。こ
れは、ＭＲアンギオグラフィが、患者に最も苦痛を与え
ない方法で臨床情報を手に入れるという目的にかなった
ものであるからである。ＭＲアンギオグラフィには、い
くつかの方法が提案されたが、最も広く使われているの
は、動いているスピン（血管内の血液）と静止スピン
（血液以外の組織）とを区別するために主に、流れ効果
を利用している。

【０００８】例えば、図１１に簡略化して示すように、
静脈Ｖ又は動脈Ａから撮影スライス面Ｓc（信号飽和領
域ＳA）に流入する血液Ａ1又はＶ1は、充分に緩和され
て（未励起の状態）、ある程度飽和した静止組織より、
明るく現れる。ここで、静止組織からの信号を抑えて、
流れ効果により血管のコントラストを極力付けるために
は、パルスシーケンスの各パラメータを厳密に調整する
必要がある。病理学的な条件によっては、血液流は、毎
秒２．３センチメートルから毎秒４００センチメートル
まで変化し得ることから、特に、スピンを励起するフリ
ップ角の微調整は、ＭＲアンギオグラフィの血管描出能
に大きく影響を与える。

【０００９】本発明の目的は、核磁気共鳴検査装置にお
いて、被検体の個体差、部位差に影響されること無く、
一定の強度を持った高周波磁場を発生させ、検査効率が
向上されるとともに、検査部位の核スピンのフリップ角
の調整分解能が向上された核磁気共鳴検査装置を実現す
ることである。

【００１０】

【課題を解決するための手段】本発明は、上記目的を達
成するため、次のように構成される。静磁場発生手段
と、傾斜磁場発生手段と、高周波磁場信号の発生及び核
磁気共鳴信号の検出を行う信号発生検出手段と、検出信
号の演算処理を行う計算手段と、表示手段と、上記各手
段の動作を制御する制御手段とを有する核磁気共鳴検査
装置において、上記信号発生検出手段は、複数個備えら
れるとともに、負荷値が可変である負荷手段が、上記複
数の信号検出手段のそれぞれに結合される。

【００１１】好ましくは、上記核磁気共鳴検査装置にお
いて、上記信号発生検出手段と負荷手段とを選択的に結
合及び非結合状態とするスイッチング手段をさらに備え
る。また、好ましくは、上記核磁気共鳴検査装置におい
て、スイッチング手段は、信号発生検出手段が、高周波
磁場信号を発生するときには、上記負荷手段を信号発生
検出手段に結合し、この信号発生検出手段が、核磁気共
鳴信号を検出するときには、上記負荷手段を信号発生検
出手段と非結合状態とするように構成される。

【００１２】

【００１３】

【００１４】

【作用】上記複数の信号発生検出手段は、検査対象の検
査部位のそれぞれに対して備えられる。上記複数の信号
発生手段に、ほぼ同一の高周波電力を印加したとき、ほ
ぼ同一の高周波磁場が発生されるように、上記負荷手段
の負荷値が、予め調整可能となっている。これによっ
て、検査対象の個体差及び検査部位の相違に関係なく、
印加される高周波電力はほぼ同一とできる。したがっ
て、検査対象毎及び検査部位毎に高周波電力を変更する
必要がなく、検査時間が短縮される。さらに、それぞれ
の信号発生検出手段に対する高周波電力の強度変化範囲
を、広くすることができ、フリップ角の調整分解能を向
上することができる。

【００１５】また、スイッチング手段により、信号発生
検出手段が高周波磁場信号を発生するときには、負荷手
段を信号発生検出手段に結合され、核磁気共鳴信号検出
時には、負荷手段を信号発生検出手段から分離される。
これにより、上記検出時には、信号発生検出手段の共振
回路の性能指数が高いレベルとなり、良好な感度で核磁
気共鳴信号が検出される。

【００１６】

【実施例】本発明の実施例の説明に先だって、本発明の
原理につき、説明する。核磁気共鳴検査装置において
は、被検体の診断部位に高周波磁場を発生させ、核スピ
ンを励起させる。そして、歳差運動する核スピンの磁化
を検出して、電気信号に変換する。それ以降、適切な演
算処理を加え、診断情報を得るわけであるが、本発明に
おいては、励起時と検出時とで高周波コイルの共振回路
のＱ特性を変化させるように構成される。

【００１７】すなわち、励起時は高周波コイルのＬＣ共
振回路に抵抗素子Ｒ1が挿入された状態とする。抵抗素
子Ｒ1は、被検体の等価抵抗Ｒ0よりも小さい値、通常１
／５程度とすれば、被検体による損失よりも抵抗素子Ｒ
1による損失が支配的となるので高周波コイルのＱは、
ほぼＱ＝Ｒ1／ωＬとなる。被検体の個体差や診断部位
の差による損失の変化分は、さらに小さく、その高周波
コイルへの影響は無視することが出来る。さらに、この
時の高周波コイルのＱ値は傾斜磁場の強度と検査位置の
最大範囲から求められる共鳴周波数の分布を考慮して定
めることが出来る。検出時には抵抗素子Ｒ1が、共振回
路から切り放された状態とすれば、高周波コイルのＱ
は、ほぼＱ＝Ｒ0／ωＬとなる。これは励起時の約５倍
の高い値となり、高効率で核磁化の変化を電気信号とし
て検出することになる。

【００１８】図９は、核磁気共鳴検査装置の高周波コイ
ルの最も単純な等価回路である直列ＬＣｒ回路である。
ここで、Ｅ＝Ｅo ｅｘｐ（ｉωｔ）の交流電圧を印加す
ると、ω²＝１／ＬＣのとき最大ピーク電流が発生す
る。共振点で加えられた電気エネルギーはコイルＬに核
磁気エネルギーとして、次に、容量Ｃに静電エネルギー
として交互に蓄えられる。この蓄えられたエネルギーの
移動の間に一部分は直列に入っている抵抗ｒ（コイルＬ
の抵抗成分）で消費される。コイルＬ内に生体を挿入す
ると、コイルＬと並列に抵抗Ｒ0が接続されたことにな
る。抵抗ｒに比べ、抵抗Ｒ0による電力消費は、遥かに
大きいので共振回路の性能指数Ｑは、Ｑ1≒Ｒ0／ωＬで
示される。

【００１９】ここで、図１０に示すように、抵抗Ｒ1と
スイッチＳとを、抵抗Ｒ0に並列に接続する。スイッチ
Ｓをオン（閉）とした状態で、Ｅ＝Ｅo ｅｘｐ（ｉω
ｔ）の電圧を印加すると、エネルギーの一部は抵抗Ｒ1
でも消費される。Ｒ0≧５Ｒ1とすると、この時の回路の
Ｑは、Ｑ2≒Ｒ1／ωＬとして示すことができる。スイッ
チＳを励起時と検出時に同期させて動作すれば、性能指
数Ｑは、検出時をＱ1で，励起時は、被検体の抵抗Ｒ0に
関係なく、Ｑ2で動作させることが出来る。

【００２０】以下、本発明の一実施例を図１〜図３を参
照して説明する。図３は、本発明の一実施例である複数
の高周波コイルを有する核磁気共鳴検査装置の概略構成
図であり、人体頭部の検査を行う場合を示す図である。
図３において、頭部用高周波コイル３の内部であり、超
電導磁石８の中心に、人体頭部１が配置される。人体頭
部１の横断面２ｃｍ間隔のスライス面２１、スライス面
２２，スライス面２３の画像を得る場合の条件が計算機
１９に入力される。入力された条件に従って、制御ユニ
ット１８により以下に示す定められた順序で各機器に制
御信号が出力される。

【００２１】（１）まず、傾斜磁場電源Ｚ１４を駆動し
て傾斜磁場コイル７（図にはＸＹＺの区別は明示してな
い）に７０Ａの電流を流す。これにより、Ｚ方向（一般
的には静磁場の方向と一致）に１２ミリテスラ／ｍの傾
斜磁場が発生される。この結果、スライス面２１は０．
５００２４テスラ、スライス面２２は０．５テスラ、ス
ライス面２３は０．４９９７６テスラの磁場強度とな
る。

【００２２】（２）傾斜磁場Ｚが印加された状態にて、
スライス面２１の水素原子核が、共鳴する高周波信号２
１．１４００８メガヘルツが高周波信号発生器１１で発
生され、レベル調整器１０を介して高周波電力増幅器９
に供給される。そして、この電力増幅器９で４００ワッ
トに増幅された後、頭部用高周波コイル３に２ミリ秒間
印加される。この結果、スライス面２１の位置に０．０
０２ミリテスラの高周波磁場が発生して、フリップ角９
０度で核スピンが励起される。

【００２３】（３）次に、傾斜磁場電源Ｘ１２と傾斜磁
場電源Ｙ１３とが駆動され、それぞれ傾斜磁場コイル５
と傾斜磁場コイル６に電流を流す。これにより、励起さ
れた核スピンの運動にＸとＹの位置情報が与えられる。（４）核スピンの運動が、頭部用高周波コイル３に核磁
気共鳴信号電圧として誘起される。誘起された信号電圧
は、高周波増幅器１５で適切な値に増幅され、検波器１
６で検波された後、Ａ／Ｄ変換器１７でデジタル信号に
変換される。（５）デジタル信号に変換された核磁気共鳴信号は制御
ユニット１８のメモリ領域に保存される。

【００２４】（６）次に、傾斜磁場Ｚが再び印加され、
スライス面２２の水素原子核が共鳴する２１．１３メガ
ヘルツの高周波信号が高周波信号発生器１１で発生され
る。そして、発生された高周波信号は、レベル調整器１
０を介して高周波電力増幅器９に供給されて、４００ワ
ットに増幅された後、頭部用高周波コイル３に印加され
る。この結果、スライス面２２の位置に０．００２ミリ
テスラの高周波磁場が発生して、フリップ角９０度で核
スピンが励起される。

【００２５】（７）上記（３）〜（５）の動作が繰り返
される。ただし、制御ユニット１８のメモリ領域はスラ
イス面の位置ごとに分離される。（８）その次に、傾斜磁場Ｚを再び印加して、スライス
面２３の水素原子核が共鳴する２１．１１９９２メガヘ
ルツの高周波信号が高周波信号発生器１１で発生され
る。そして、発生された高周波信号は、レベル調整器１
０を介して高周波電力増幅器９に供給されて、４００ワ
ットに増幅された後、頭部用高周波コイル３に印加され
る。この結果、スライス面２３の位置に０．００２ミリ
テスラの高周波磁場が発生して、フリップ角９０度で核
スピンが励起される。

【００２６】（９）（３）〜（５）の動作を繰り返す。（１０）一連の動作により、各スライス面のデータが収
集された後、計算機１９は各スライス面のデータを制御
ユニット１８のメモリ領域から読みだし、フーリエ変換
等の信号処理を行って、画像データを表示装置２０に表
示させ、一つの検査モードが終了する。

【００２７】次の検査モードは、頭部の脳血管画像（Ｍ
Ｒアンギオグラフィ）を撮影する。先の検査モードで
は、核スピンのフリップ角は９０度を用いたが、脳血管
の撮影には血液の核磁気共鳴信号の強度を高めるため、
核スピンのフリップ角を２０度に変更する。この操作
は、レベル調整器１０の出力を３４．２％にすれば良
い。レベル調整器１０は、１２ビット（１０２４ステッ
プ）の分解能を有しているので、３５０／１０２４（約
３４．２％）に設定する事で高周波磁場の強度を目的の
値に正確に合わせることができる。以上の設定後、各ユ
ニットを動作させ目的の検査を行う。

【００２８】図２は、本発明の一実施例における頭部用
高周波コイル３が収納されるコイルケースの外観図であ
る。図２において、コイル３は直径７ｍｍの銅パイプで
作られ、ＦＲＰ（繊維強化プラスチック）で作られたコ
イルケース３１内に収納されている。コイル３と共振回
路を構成する容量素子２６（図２には図示せず）は、回
路ボックス３２内に収納され、ほぼ２１メガヘルツで共
振するようにその値が調整されている。回路ボックス３
２には同軸ケーブル３３が接続され、その先端には核磁
気共鳴検査装置本体と接続するためのコネクタ３４が付
けられている。３５は、人体頭部１を固定するための頭
受けであり、この頭受け３５は、頭部設定後にコイルケ
ース３１を頭部の中心に合わせ易いようにベース３６上
を移動可能な構造になっている。３７は、後述する可変
抵抗素子２８の抵抗値調整用つまみである。

【００２９】図１は、本発明の一実施例である、頭部用
高周波コイル３の共振回路を示す図である。図１におい
て、２７ａ及び２７ｂは、逆並列接続された一対の交叉
ダイオードであり、これらダイオード２７ａ、２７ｂに
より、スイッチング手段が構成されている。そして、一
方のダイオード２７ａのアノードが他方のダイオード２
７ｂのカソードに接続され、ダイオード２７ａのカソー
ドがダイオード２７ｂのアノードに接続されている。ま
た、ダイオード２７ａのアノードとダイオード２７ｂの
カソードとの接続中点は、可変抵抗素子２８の一方端に
接続されている。また、抵抗素子２８の他方端は、容量
素子２６の一方端に接続されている。容量素子２６の他
方端は、ダイオード２７ａのカソードとダイオード２７
ｂのアノードとの接続中点２７ｃに接続されている。さ
らに、接続中点２７ｃは、容量素子２９及び３０を介し
て抵抗素子２８の他方端に接続されている。そして、容
量素子２６の両端部に、頭部用高周波コイル３が接続さ
れている。

【００３０】上述した共振回路において、人体頭部１が
挿入されたコイル３は、容量素子２６とほぼ２１メガヘ
ルツで共振する。これは０．５テスラの磁場で水素原子
核が共鳴する周波数と一致している。何も挿入しない空
芯状態では、高周波コイル３のＱ値は５００程度である
が、通常の成人男子の頭部が挿入されると、その値は１
００まで低下する。これは約１５キロΩの抵抗素子が共
振回路に並列に接続されたことと等価である。この高周
波コイル３に小児や女子の頭部が挿入されると、そのＱ
値は２００〜１５０となる。そこで、共振回路に励起時
のみ抵抗素子３キロΩを並列に挿入するとそのＱ値は挿
入する被検体に関係なく約２０となる。

【００３１】抵抗素子２８はツマミ３７（図２）を回転
することで、その値を１キロオームから５キロオームに
変化できる。ダイオード２７ａ、２７ｂのオン電圧は
０．６ボルト程度なので、励起時にはコイル３に供給さ
れる高周波電圧により、ダイオード２７ａ、２７ｂは導
通状態となり、抵抗素子２８が共振回路に接続された状
態になる。ツマミ３７を回して抵抗素子２８の抵抗値を
３キロオームに合わせると、上述のように、共振回路の
Ｑ値は約２０になる。検出時は核スピンの運動による誘
起電圧は１ミリボルト以下なのでダイオード２７ａ、２
７ｂは遮断状態となり、抵抗素子２８は共振回路から切
り離される。容量素子２９と容量素子３０は、励起時の
共振回路のインピーダンスを、同軸ケーブル３３の特性
インピーダンスである５０オームに整合するために設け
られている。コネクタ３４に４００ワットの高周波電力
を印加すると、約３００ワットが抵抗素子２８で消費さ
れるとともにコイル３の中心で０．００２ミリテスラの
高周波磁場が発生する。

【００３２】このように、図１の例によれば、励起時に
は、ダイオード２７ａ、２７ｂが自動的にオンとなり、
抵抗素子２８が頭部用高周波コイル３に接続されるの
で、被検体毎に高周波電力の調整を実行する必要がな
く、検査時間が短縮化される。また、核スピンの励起時
には高周波コイルのＱ値を低く抑えることが出来るの
で、複数のスライス面の共鳴周波数に対応した高周波磁
場の強度を均一にでき、安定して良好な核磁気共鳴信号
を検出することができる。さらに、レベル調整器１０の
入出力の電圧比を１にすれば、被検体に影響されること
無く、検査部位の核スピンのフリップ角を９０度に合わ
せることができる。

【００３３】図４は、上記核磁気共鳴検査装置におい
て、人体の膝関節の検査を行う場合の概略構成図であ
り、図３の例と同様な部分には、同一の符号が付せられ
ている。四肢用高周波コイル４を人体脚部２の検査部位
に設置して、超電導磁石８の中心に配設する。サジタル
断面２４にて膝関節の靭帯を診断するため、傾斜磁場Ｘ
を印加する。そして、傾斜磁場Ｘが印加された状態に
て、２１．１３メガヘルツの信号が、高周波発生器１１
で発生され、レベル調整器１０を介して高周波電力増幅
器９に供給される。供給された信号は、この増幅器９に
より、４００ワットに増幅された後、四肢用高周波コイ
ル４に印加される。膝関節の検査部位には０．００２ミ
リテスラの高周波磁場が発生して、フリップ角９０度で
核スピンが励起される。各ユニットの動作と処理は、上
述した頭部の検査と同様である。ただし、スライス面が
異なることより傾斜磁場電源Ｘ１２と傾斜磁場電源Ｚ１
４の動作順序が入れ替わる。さらに、膝関節の三次元画
像を撮影するため検査部位の核スピンのフリップ角を４
０度で励起する検査モードを使用する。レベル調整器１
０は１２ビット（１０２４ステップ）の分解能を有して
いるので高周波信号発生器１１の出力を６５８／１０２
４（約６４．３％）に減衰することでフリップ角を４０
度に正確に設定することができる。

【００３４】図５は、上記四肢用高周波コイル４が収納
されるコイルケースの外観図であり、図６は、四肢用高
周波コイル４の共振回路を示す図である。図５におい
て、３１０は図２におけるコイルケース３１と同様なコ
イルケースである。また、３２０は回路ボックス、３３
０は同軸ケーブル、３４０はコネクタ、３６０はベー
ス、３７０は抵抗値調整用つまみであり、これらも図２
に示したものと同様な構成となっている。

【００３５】図６に示す共振回路は、図１に示した共振
回路と同様な構成となっている。つまり、図６におい
て、２７０ａ及び２７０ｂは、逆並列接続された一対の
ダイオードである。そして、ダイオード２７０ａのアノ
ードとダイオード２７０ｂのカソードとの接続中点は、
可変抵抗素子２８０の一方端に接続されている。また、
抵抗素子２８０の他方端は、容量素子２６０の一方端に
接続されている。容量素子２６０の他方端は、ダイオー
ド２７０ａのカソードとダイオード２７０ｂのアノード
との接続中点２７０ｃに接続されている。さらに、接続
中点２７０ｃは、容量素子２９０及び３００を介して抵
抗素子２８０の他方端に接続されている。そして、容量
素子２６０の両端部に、四肢用高周波コイル４が接続さ
れている。

【００３６】この四肢用高周波コイル４の共振回路の場
合、抵抗素子２８０は、ツマミ３７０を調節して、１．
２キロオームに合わせてある。ここで、コネクタ３４０
に４００ワットの高周波電力を印加すると、約３６０ワ
ットが抵抗素子２８０で消費されるとともにコイル４の
中心で０．００２ミリテスラの高周波磁場が発生する。

【００３７】つまり、図１に示す頭部撮影の場合と、図
６に示す四肢撮影の場合とは、それぞれの高周波コイル
に印加する高周波電力は、４００ワットであり、同じ値
となっている。したがって、頭部撮影時と四肢撮影時と
で、高周波電力を切り替え調整は不要となり、検査時間
が短縮化される。さらに、個々の撮影部位に対して、高
周波電力の強度変化範囲は同等であり、充分広い範囲と
することができる。これにより、フリップ角の微調整が
可能となり、ＭＲアンギオグラフィの血管描出能を向上
することができる。

【００３８】図７は、本発明の他の実施例である頭部用
高周波コイル３の共振回路を示す図である。この図７に
示す例と図１に示す例との異なる点は、スイッチング手
段として、交叉ダイオードではなく、トランジスタ３８
が接続されていることである。つまり、トランジスタ３
８のコレクタは、高周波遮断用チョークコイル３９を介
して端子４０に接続されるとともに、容量素子２６、２
９に接続されている。また、トランジスタ３８のエミッ
タは、可変抵抗素子２８を介して容量素子２６、３０に
接続されている。さらに、トランジスタ３８のベース
は、端子４１に接続されている。

【００３９】上記共振回路において、端子４０には、例
えば、約５００Ｖの電圧が印加される。通常、つまり、
励起時以外には、トランジスタ３８のコレクタとエミッ
タ間の高抵抗値により、トランジスタ３８はオフとなっ
ており、抵抗素子２８は、回路から切り離された状態と
なっている。そして、励起時には制御ユニット１８から
端子４１を介して、トランジスタ３８のベースにオン電
圧信号が供給される。すると、トランジスタ３８がオン
となり、抵抗素子２８が共振回路に接続される。上記図
７の例によれば、抵抗素子２８の共振回路への接続及び
分離が制御ユニットからの信号により実行されるので、
高周波電力の強度に依存することなく確実に動作させる
ことができる。

【００４０】図８は、本発明のさらに他の実施例である
頭部用高周波コイル３の共振回路を示す図である。図８
において、頭部用高周波コイル３は、容量素子２６と約
２１メガヘルツで共振するように構成されている。そし
て、コイル３の近傍に導電性液体が封入された容器４２
が配置され、この容器４２に第２のコイル４３（コイル
３を第１のコイルとする）が重ねて配置される。第２の
コイル４３には、交叉ダイオード２７ａ、２７ｂと容量
素子４４とが直列に接続されている。そして、第２のコ
イル４３と容量素子４４とは、２１メガヘルツで共振す
るように、予め調整されている。

【００４１】上記共振回路において、励起時には、コイ
ル３と第２のコイル４３との誘導結合により、交叉ダイ
オード２７ａ、２７ｂが導通状態となる。第２のコイル
４３で発生する磁力線は、導電性液体を通過する。これ
により、導電性液体は、コイル３の負荷としての作用を
有する。この負荷の値を変化させるには、導電性液体の
導電率を変化させてもよいし、導電性液体の容量を増減
させて変化させてもよい。負荷として、抵抗素子を用い
る場合には、周波数が２１メガヘルツ（磁場強度０．５
テスラ）となると、抵抗素子のリード線のインダクタン
ス成分が無視できなくなり、負荷の値が不安定となる可
能性がある。これに対して、上記図８の例によれば、負
荷として抵抗素子を用いず、第２のコイル４３及び導電
性液体を用いたので、周波数が２１メガヘルツとなって
も、その値が安定した負荷として、機能する事ができ
る。

【００４２】なお、図７及び図８に示した、スイッチン
グ手段及び負荷手段を組み合わせることもできる。つま
り、例えば、図８のスイッチング手段である交叉ダイオ
ード２７ａ、２７ｂの代わりにトランジスタ３８を接続
した構成としてもよい。さらに、図７及び図８の例は、
頭部用高周波コイル２の共振回路の例であるが、これら
図７及び図８の例を四肢用高周波コイル４の共振回路に
適用することもできる。

【００４３】

【発明の効果】本発明は、以上説明したように構成され
ているため、以下のような効果がある。核磁気共鳴検査
装置において、信号発生検出手段は、複数個備えられる
とともに、負荷値が可変である負荷手段が、複数の信号
検出手段のそれぞれに結合されるように構成され、上記
複数の信号発生手段に、ほぼ同一の高周波電力を印加し
たとき、ほぼ同一の高周波磁場が発生されるように、上
記負荷手段の負荷値が、予め調整可能となっている。こ
れによって、検査対象の個体差及び検査部位の相違に関
係なく、印加される高周波電力はほぼ同一とできる。し
たがって、検査対象毎及び検査部位毎に高周波電力を変
更する必要がなく、検査時間が短縮される。さらに、そ
れぞれの信号発生検出手段に対する高周波電力の強度変
化範囲を、広くすることができ、フリップ角の調整分解
能を向上することができる。

【００４４】また、上記信号発生検出手段と負荷手段と
を選択的に結合及び非結合状態とするスイッチング手段
をさらに備え、このスイッチング手段は、信号発生検出
手段が、高周波磁場信号を発生するときには、上記負荷
手段を信号発生検出手段に結合し、この信号発生検出手
段が、核磁気共鳴信号を検出するときには、上記負荷手
段を信号発生検出手段と非結合状態とするように、構成
される。これにより、上記検出時には、信号発生検出手
段の共振回路の性能指数が高いレベルとなり、良好な感
度で核磁気共鳴信号が検出される。

【００４５】したがって、核磁気共鳴検査装置におい
て、被検体の個体差、部位差に影響されること無く、一
定の強度を持った高周波磁場を発生させ、検査効率が向
上されるとともに、検査部位の核スピンのフリップ角の
調整分解能が向上された核磁気共鳴検査装置を実現する
ことができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施例の要部回路図であり、頭部用
高周波コイルの共振回路を示す図である。

【図２】頭部用高周波コイルが収納されるコイルケース
の外観図である。

【図３】本発明の一実施例である核磁気共鳴検査装置の
概略構成図であり、人体頭部の検査を行っている場合の
例を示す図である。

【図４】本発明の一実施例である核磁気共鳴検査装置の
概略構成図であり、人体脚部の検査を行っている場合の
例を示す図である。。

【図５】四肢用高周波コイルが収納されるコイルケース
の外観図である。

【図６】本発明の一実施例の要部回路図であり、四肢用
高周波コイルの共振回路を示す図である。

【図７】本発明の他の実施例の要部回路図であり、頭部
用高周波コイルの共振回路を示す図である。

【図８】本発明のさらに他の実施例の要部回路図であ
り、頭部用高周波コイルの共振回路を示す図である。

【図９】従来の核磁気共鳴検査における高周波コイルの
共振回路を示す図である。

【図１０】本発明の原理を説明する図であり、高周波コ
イルの共振回路を示す図である。

【図１１】ＭＲアンギオグラフィを説明するための図で
ある。

【符号の説明】

１人体頭部２人体脚部３頭部用高周波コイル（第１のコイ
ル）４四肢用高周波コイル５傾斜磁場コイルＸ６傾斜磁場コイルＹ７傾斜磁場コイルＺ８超電導磁石９高周波電力増幅器１０レベル調整器１１高周波信号発生器１２傾斜磁場電源Ｘ１３傾斜磁場電源Ｙ１４傾斜磁場電源Ｚ１５高周波増幅器１６検波器１７Ａ／Ｄ変換器１８制御ユニット１９計算機２０表示装置２１、２２、２３スライス面２４サジタル断面２６、２９、３０容量素子２７ａ、２７ｂ交叉ダイオード２８可変抵抗素子３１、３１０コイルケース３２、３２０回路ボックス３３、３３０同軸ケーブル３４、３４０コネクタ３５頭受け３６、３６０ベース３７、３７０ツマミ３８トランジスタ３９高周波遮断用チョークコイル４０、４１端子４２容器４３第２のコイル４４容量素子

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 5/055

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】静磁場発生手段と、傾斜磁場発生手段
と、高周波磁場信号を発生するとともに、検査対象から
の核磁気共鳴信号を検出する信号発生検出手段と、この
信号発生検出手段からの検出信号を演算処理を行う計算
手段と、この計算手段による演算結果を表示する表示手
段と、上記静磁場発生手段、傾斜磁場発生手段及び信号
発生検出手段の動作を制御する制御手段とを有する核磁
気共鳴検査装置において、上記信号発生検出手段は、複数個備えられるとともに、
負荷値が可変である負荷手段が、上記複数の信号検出手
段のそれぞれに結合されることを特徴とする核磁気共鳴
検査装置。
【請求項２】請求項１記載の核磁気共鳴検査装置にお
いて、上記信号発生検出手段と負荷手段とを選択的に結
合及び非結合状態とするスイッチング手段をさらに備え
ることを特徴とする核磁気共鳴検査装置。
【請求項３】請求項２記載の核磁気共鳴検査装置にお
いて、上記スイッチング手段は、上記信号発生検出手段
が、高周波磁場信号を発生するときには、上記負荷手段
を信号発生検出手段に結合し、この信号発生検出手段
が、核磁気共鳴信号を検出するときには、上記負荷手段
を信号発生検出手段と非結合状態とすることを特徴とす
る核磁気共鳴検査装置。