JPH01254155A

JPH01254155A - 核磁気共鳴を用いた検査装置

Info

Publication number: JPH01254155A
Application number: JP63083694A
Authority: JP
Inventors: Yukio Yabusaki; 藪崎　征雄; Munetaka Tsuda; 宗孝津田; Etsuji Yamamoto; 山本　悦治; Yoshiki Murakami; 芳樹村上; Hideki Kono; 秀樹河野
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 1988-04-05
Filing date: 1988-04-05
Publication date: 1989-10-11
Anticipated expiration: 2012-10-29
Also published as: JP2671364B2

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、生体中の水素や燐等からの核磁気共鳴（以下
、ｒＮＭＲＪという）信号を測定し、核の密度分布や緩
和時間分布等を映像化する、ＮＭＲを用いた検査装置に
関する。

〔従来の技術〕

従来、人体の頭部、腹部等の内部構造を、非破壊的に検
査する装置として、ＸＩＩＡＣＴや超音波撮像装置が広
く利用されて来ている。近年、ＮＭＲ現象を用いて同様
の検査を行う試みが成功し、Ｘ線ＣＴや超音波撮像装置
では得られなかった多種類の情報を取得できるようにな
って来た。

ＮＭＲ現象を用いた検査装置においては、検査物体から
の信号を物体各部に対応させて分離・識別する必要があ
るが、その一つに、検査物体に傾斜磁場を印加し、物体
各部の置かれた磁場を異ならせ、次に各部の共鳴周波数
あるいはフェーズ・エンコード量を異ならせることで位
置の情報を得る方法がある。この方法の基本原理につい
ては。

ジャーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス誌（Ｊ
　、　Ｍａｇｎ、　Ｒｅ５ｏｎ、）第１８巻、第６９〜
８３頁（１９７５年）、フィジックス・オブ・メディシ
ン・アンド・バイオロジー誌（Ｐｈｙｓ、Ｍｅｄ、＆Ｂ
ｉｏ１．）第２５巻、第７５１〜７５６頁（１９８０年
）等に報告されている。

ところで、ＮＭＲにおけるＳＮ比は、静磁場Ｈの１〜１
．５乗に比例して増加するため、磁場強度を少しでも高
くし、ＳＮ比の向上を図る試みがなされつつある。これ
まで用いられて来た送受信コイル（以下、単にｒコイル
」という）は、ソレノイドあるいは鞍型コイルであるが
、磁場強度の増加に伴なって共鳴周波数も増大するため
、コイルの自己共鳴周波数とＮＭＲ周波数とが接近、あ
るいは逆転する状況が生じ、受信時における感度低下、
あるいは送信時における高周波数磁場の発生効率が低下
するという問題が発生していた。

これに対しては、Ａ　ｌｄｅｒｍａｎ等により　新しい
形状のコイル（「アルダ−マン形コイル」と呼ばれる）
が提案されている。この方法の基本原理についてはジャ
ーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス誌（Ｊ　、
Ｍａｇｎ、　Ｒｅ５ｏｎ、）第３６巻、第４４７〜４５
１頁（１９７５年）に、関連する記事がある。

第５図、第６図は、上記アルダ−マン形コイルを示すも
ので、第５図はコイルの斜視図、第６図は等価回路図、
第７図は第５図、第６図の給電点Ａ、Ａ’に接続される
、同調・整合回路を示す図である。各回において、４Ａ
、４Ｂはアーム、２１〜２８はウィング、３１〜３４，
４１および４２はキャパシタ。

６１、６２はガードリングを示している。

〔発明が解決しようとする課題〕

上記アルダ−マン形コイルは、前述の磁場強度の増加に
伴なう共鳴周波数の増大に起因する、コイルの自己共鳴
周波数とＮＭＲ周波数の接近あるいは逆転に伴なう受信
時における感度低下、あるいは、送信時における高周波
磁場の発生効率低下という問題を解消する点では大いに
有効であったが、一方では、下記の如き問題を有するこ
とがわかって来た。

すなわち、上述のアルダ−マン形コイルは給電点が１個
所（第５図、第６図におけるＡ、Ａ’）で、同調・整合
回路が接続される点である。同調・整合回路としては、
第８図に示す如き変形例も考えられるが、以下の説明で
は、前述の第７図に示す構成例を用いる場合を説明する
。

第７図に示す同調・整合回路において、キャパシタ４１
の容量をＣ工、キャパシタ４２の容量をＣ２とて送信機
または受信機に接続されることになる。

このため、第５図、第６図に示すコイルの対称性は崩れ
、これにより、コイル自体を構成する導体内の電位分布
が乱れ、人体等の負荷の影響が拡大され、均一性が崩れ
るという問題があった。これは、映像上に「シェーディ
ング」等として表われることになり、画質を低下させる
ものである。

本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、その目的と
するところは、従来のＮＭＲを用いた検査装置における
上述の如き問題を解消し、コイルを構成する導体内の電
位分布を均一化し、画質の低下を防止可能とした、ＮＭ
Ｒを用いた検査装置を提供することにある。

〔課題を解決するための手段〕

本発明の上述の目的は、静磁場、傾斜磁場および高周波
磁場の各磁場発生手段と、検査対象からのＮＭＲ信号を
検出する信号検出手段と、該信号検出手段の検出信号の
演算を行う計算機および該計算機による演算結果の出力
手段を有するＮＭＲを用いた検査装置において、前記高
周波磁場発生手段および信号検出手段のいずれか一方ま
たは両方の手段内の対称軸、対称面に関して給電点と対
称の位置近くに、静電容量を有する如く構成したことを
特徴とするＮＭＲを用いた検査装置によって達成される
。

〔作用〕

本発明に係わるＮＭＲを用いた検査装置においては、コ
イルの給電点に対して対称な点に、キャパシタが挿入さ
れる。また、挿入されるキャパシタ５１，５２．５３は
、同調・整合回路のキャパシタ４１封よび４２の合成容
量とほぼ等しい容量を有しているため、コイルの対称性
を良くすることができる。

従って、コイルを構成する導体内の電位分布を均一にす
ることができ、人体等の影響を受は難く、均一性の良い
コイルを備えたＮＭＲを用いた検査装置を実現すること
ができる。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する
。

第４図は、本発明の一実施例であるＮＭＲを用いる検査
装置の構成図である。図において、１は制御装置、２は
高周波パルス発生器、３は電力増幅器、４は高周波磁場
を発生するとともに対象物体１７から生ずる信号を検出
するための送受信兼用コイル、５は高周波磁場を発生す
るコイル、６は増幅器、７は検波器、８は信号処理装置
を示している。また、９　、ｔｏ、１１は、それぞれ、
２方向およびこれに直角の方向の傾斜磁場を発生させる
コイル、１２，１３．１４は、それぞれ、上記コイル９
．１０．１１を駆動する電源部を示している。これらの
コイルにより発生する傾斜磁場により検査対象の置かれ
る空間の磁場分子を所望の傾斜を有する分布とするもの
である。

制御装置１は、各装置に種々の命令を一定のタイミング
で出力する機能を有するものである。高周波パルス発生
器２の出力は、電力増幅器３で増幅され、上記コイル４
を励振する。コイル４で受信された信号成分は、増幅器
６を通り、検波器７で検波後、信号処理装置８で画像に
変換される。

なお、静磁場の発生は、電源１６により駆動されるコイ
ル１５による。検査対象物である人体１７はベツド１８
上に載置され、上記ベツド１８は支持台１９上を移動可
能に構成されている。

本発明は、上記コイル４の改良に係わるものである。コ
イル４は、例えば、直径５００ｍｍ、長さ５００ｍｍ程
度の大きさを有するものである。

第１図は、第４図のコイル４の詳細を示す斜視図であり
、第２図は第１図の等価回路図である。

アルダ−マン形コイルは、アーム４Ａ、４Ｂおよびウィ
ング２１〜２８から成る二組の信号電極と、ウィング２
１〜２４に対向するガードリング６１およびウィング２
５〜２８に対向するガードリング６２により構成され、
共鳴周波数を調整するためのキャパシタ３１〜３４が、
それぞれウィング２１，２４　；　２２，２３　；　２
５゜２８　；　２６，２７間に接続される。

また、キャパシタ４１．４２から成る同調・整合回路が
給電点に、第１図に示す如く接続され、前置増幅器等と
のインピーダンス整合、共鳴周波数の微調整を行う。キ
ャパシタ５１，５２．５３は、キャパシタ４１．４２の
合成容量と等価な容量を有しており、キャパシタ５１は
、キャパシタ３１〜３４を通る平面に関して、給電点（
キャパシタ４１．４２の位置）と対称な点で、ウィング
２１．２２とガードリング６１間に接続されている。ま
た、キャパシタ５２は、コイルの中心に関して、上記給
電点と点対称な位置で、ウィング２５．２６とガードリ
ング６２間に接続されている。同様に、キャパシタ５３
は、コイルの中心軸に垂直な面に関して、給電点と対称
な位置に接続されている。

このように、キャパシタ５１〜５３をウィングとガード
リング間に接続することによって、第１図に示すコイル
は、対称性の良いコイルとなる。対称性は、第３図に示
すコイルの中心Ｐを通る横断面（平面Ａ）およびコイル
中心軸（ｘ−ｘ’）、また、コイル中心軸ｘ−ｘ’を通
る平面（例えば、平面Ｂ、平面Ｃ）に関して対称となる
。

これにより、コイルを構成する導体内の電位分布を均一
にすることができ、人体等の影響を受は難く、均一性の
良いコイルを備えたＮＭＲを用いた検査装置を実現する
ことができる。

上記実施例においては、給電点と対称な点三個所にキャ
パシタを挿入したが、本発明はこれに限定されるべきも
のではなく、対称性を損なわなければ、上記給電点に対
称な点にあるキャパシタ以外にも、他の場所に挿入して
も良い。

なお、前述のアルダ−マン形コイル自身については、自
己共振周波数は１００ＭＨｚが限界であり。

このため、磁場強度の増大に伴なう共鳴周波数の増大に
追従できなくなって来る可能性がある。以下、これにつ
いての対応を述べる。すなわち、送受信領域を従来と同
等以上としつつ、自己共振周波数を容易に高くすること
が可能なコイルを備えた。ＮＭＲを用いた検査装置の実
施例について。

以下、説明する。

本実施例に示すＮＭＲを用いた検査装置の特徴とすると
ころは、静磁場、傾斜磁場および高周波磁場の各磁場発
生手段と、検査対象からのＮＭＲ信号を検出する信号検
出手段と、該信号検出手段の検出信号の演算を行う計算
機および該計算機による演算結果の出力手段を有するＮ
ＭＲを用いた検査装置において、前記高周波磁場発生手
段および信号検出手段のいずれか一方または両方につい
て、その静磁場と同一方向の長さを、静磁場に対して垂
直方向の長さよりも短くした点にある。

本実施例に示すＮＭＲを用いた検査装置においては、前
述のコイル４の静磁場と同一方向の長さを、静磁場に対
して垂直方向の長さよりも短くしたことにより、コイル
のりアクタンスおよびキャパシタンスが小さくなる。従
って、コイルの自己共振周波数が大幅に向上し、磁場強
度の増大に伴なう共鳴周波数の増大にも追従できるよう
になるという効果があるものである。

また、上記コイルを静磁場方向に複数個並べれば、受信
信号領域が広がり、感度むらが減少するという効果もあ
る。この効果は上記コイルに限らず従来のコイルについ
ても成立する。

以下、具体的に説明する。

第９図（ａ）はスロットレゾネータ形、同（ｂ）は鞍形
の実施例を示している。本実施例に示すコイルにおいて
は、コイルの静磁場と同一方向の長さを、静磁場に対し
て垂直方向の長さよりも短く調整することにより、自己
共振周波数を任意に設定することができる。例えば、直
径５００ＩＩＩ１１、長さ５００１ＩＩＩの場合には自
己共振周波数は４０ＭＨｚであるが、長さ１００ｍ＋ｍ
の場合には自己共振周波数は９０ＭＨｚとなる。このよ
うに、長さを短くすることで、リアクタンスおよびキャ
パシタンスは小さくなり、その結果、自己共振周波数を
上げることが可能になる。なお、第９図（ａ）および（
ｂ）において、４はコイル、４Ａ、４Ｂはアーム、２１
〜２４はウィング、６３は絶縁体を示している。

第１０図は、他の実施例を示すものである。図からも明
らかな如く、本実施例に示すコイルは、第９図（ａ）に
示したコイルを複数個、配したものである０本実施例で
は第９図（ａ）に示したコイルを用いたが従来のコイル
（例えば第５図に示すコイル）でも良いことは言うまで
もない。以下に示す実施例においても同様のことが言え
る。この実施例においては、コイルの個数を調整するこ
とで、送受信領域を任意に拡大できるという利点がある
。

なお、記号は、第９図（ａ）に準じて付されている。

また、第１１図は、鞍形コイルの場合の実施例を示して
いる。

第１０図、第１１図に示した如く、コイルの長さを短く
することにより、感度むらも減少する。第１２図は、上
記コイルの駆動系を示しており、この場合、従来のコイ
ルに比べて、コイル出力端でのＳＮ比は変わらないもの
の、ＳおよびＮは増加し、例えば、２０個のコイルを並
べた場合コイルでは、Ｓ、Ｎともに４．５倍になる。

従来、システムのノイズは、前置増幅器の性能に大きく
依存していたが、上述の如く、コイルのノイズが４．５
倍になることで、コイルのノイズの方が支配的になり、
前置増幅器のノイズの寄与率が低下するため、ＳＮ比が
改善される。

第１３図は、コイルの駆動系を示しており、この場合は
、第１２図の場合と異なり、コイル各々に対して増幅器
を接続した例を示している。このように構成した場合に
は、小形の増幅器を用いることができるので、特殊な素
子を用いる必要がなくなり、経済性、信頼性が向上する
という効果が得られる。

第１４図（ａ）および（ｂ）は、第１２図、第１３図に
示した例の複合例を示すものであり、用途および増幅器
の性能等に応じて、コイルを一個または複数個毎に並列
接続し、そのブロックの各々に、増幅器を付加した構成
としたものである。

なお、上記各実施例においては、本発明の適用対象を、
高周波磁場を発生するとともに対象物体１７から生ずる
信号を検出するための送受信兼用コイル４として説明を
行ったが、周知の如く、高周波磁場を発生するコイルと
、対象物体１７から生ずる信号を検出するための信号検
出用コイルとは、別々のコイルとしても差支えなく、本
発明は、この場合にも有効なものである。

〔発明の効果〕

以上述べた如く、本発明によれば、静磁場、傾斜磁場お
よび高周波磁場の各磁場発生手段と、検査対象からのＮ
ＭＲ信号を検出する信号検出手段と、該信号検出手段の
検出信号の演算を行う計算機および該計算機による演算
結果の出力手段を有するＮＭＲを用いた検査装置におい
て、前記高周波磁場発生手段および信号検出手段のいず
れか一方または両方の手段内の対称軸、対称面に関して
給電点と対称の位置近くに、静電容量を付加したので、
コイルを構成する導体内の電位分布を均一化し、画質の
低下を防止可能とした、ＮＭＲを用いた検査装置を実現
できるという顕著な効果を奏するものである。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例を示すＮＭＲを用いる検査装
置の要部である高周波磁場発生兼信号検出コイルを示す
斜視図、第２図は第１図の等価回路図、第３図はコイル
の対称性を説明する図、第４図は実施例のＮＭＲを用い
る検査装置の全体構成図、第５図はアルダ−マン形コイ
ルを示す斜視図、第６図は第５図の等価回路図、第７図
、第８図は同調・整合回路の一例を示す図、第９図〜第
１１図は他の実施例を示す傾斜磁場発生兼信号検出コイ
ルの斜視図、第１２図〜第１４図はコイルの駆動系を示
す図である。１：制御装置、２：高周波パルス発生器、３：電力増幅
器、４：高周波磁場発生兼信号検出コイル、６：信号検
出系、７：Ａ／Ｄ変換器、８：信号処理装置、９．１０
，１１　：傾斜磁場発生コイル、１５：静磁場発生コイ
ル、１７：対象物体、４Ａ、４Ｂ：アーム、　３１〜３
４．４１〜４２．５１〜５３：キャパシタ。特許出願人　株式会社　日立製作所箱゛二１５、− ＼＋−二〜・第　　　１　　　図第　　　２　　　図第　　　３　　　図第　　　Φ　　　図第　　　５　　　図第　　　６　　　図第　　　７　　　図第　　８　　　図第　　　９　　　図第　　　Ｉ　Ｕ　　　凶第　　　１１　　　図第　　　１２　　　図第　　　１３　　　図

Claims

【特許請求の範囲】１、静磁場、傾斜磁場および高周波磁場の各磁場発生手
段と、検査対象からの核磁気共鳴信号を検出する信号検
出手段と、該信号検出手段の検出信号の演算を行う計算
機および該計算機による演算結果の出力手段を有する核
磁気共鳴を用いた検査装置において、前記高周波磁場発
生手段および信号検出手段のいずれか一方または両方の
手段内の対称軸、対称面に関して給電点と対称の位置近
くに、静電容量を付加したことを特徴とする核磁気共鳴
を用いた検査装置。２、前記高周波磁場発生手段および信号検出手段のいず
れか一方または両方に付加する静電容量を、前記給電点
に接続される静電容量とほぼ等しくしたことを特徴とす
る、特許請求の範囲第１項記載の核磁気共鳴を用いた検
査装置。３、前記高周波磁場発生手段および信号検出手段のいず
れか一方または両方について、その静磁場と同一方向の
長さを、静磁場に対して垂直方向の長さよりも短くした
ことを特徴とする、特許請求の範囲第１項または第２項
記載の核磁気共鳴を用いた検査装置。４、前記高周波磁場発生手段および信号検出手段のいず
れか一方または両方を、静磁場と同一方向に複数個並べ
て構成したことを特徴とする、特許請求の範囲第３項記
載の核磁気共鳴を用いた検査装置。５、前記高周波磁場発生手段および信号検出手段のいず
れか一方または両方を、並列接続としたことを特徴とす
る、特許請求の範囲第４項記載の核磁気共鳴を用いた検
査装置。