JPH02200244A

JPH02200244A - 磁気共鳴画像撮影装置用体腔内コイル

Info

Publication number: JPH02200244A
Application number: JP1021588A
Authority: JP
Inventors: Eiji Yoshitome; 吉留　英二; Hiroto Moriya; 浩人森谷
Original assignee: Yokogawa Medical Systems Ltd
Current assignee: GE Healthcare Japan Corp
Priority date: 1989-01-31
Filing date: 1989-01-31
Publication date: 1990-08-08

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）本発明は磁気共鳴画像撮影装置（以下ＭＨＩという）に
用いるＭＲイメージング又はスペクトロスコピー川の体
腔内コイルに関する。

（従来の技術）原子核を静磁場中におくと、原子核は磁界の強さと原子
核の種類によって異なる定数に比例した角速度で歳差運
動をする。この静磁場に垂直な軸に前記の周波数の高周
波回転磁場を印加すると磁気共鳴がおこり、前記定数を
有する特定の原子核の集団は共鳴条件を満足する高周波
磁場によって準位間の遷移を生じ、エネルギー準位の高
い方の準位に遷移する。共鳴後高い準位に励起された原
子核は低い準位に戻ってエネルギーの放射を行う。

ＭＨＩはこの特定の原子核による核磁気共鳴（以下ＮＭ
Ｒという）現象を観察して被検体の断層像を撮像する装
置である。

第２図は一般的なＭＨＩのブロック図である。

図において、１は内部に被検体を挿入するための空間部
分（孔）を有し、この空間部分を取巻くようにして、被
検体に一定の静磁場を印加する静磁場コイルｌａと勾配
磁場を発生する勾配磁場コイルｌｂ（勾配磁場コイルは
ｘ＊　　Ｖ＋　　ｚの３軸のコイルを備えている。）と
被検体内の原子核のスピンを励起するためのＲＦパルス
を与えるＲＦ送信コイルＩＣと被検体からのＮＭＲ信号
を検出する受信コイル１ｄ等が配置されているマグネッ
トアセンブリである。静磁場コイルｌａ、勾配磁場コイ
ル１ｂＳＲＦ送信コイル１ｃ及び受信コイル１ｄは、そ
れぞれ静磁場電源２、勾配磁場駆動回路３、ＲＦ電力増
幅器４及び前置増幅器５に接続されている。シーケンス
記憶回路６は計算機７がらの指令に従って任意のビュー
で、ゲート変調回路８を操作（所定のタイミングでＲＦ
発振回路９のＲＦ出力信号を変調）し、所定のパルスシ
ーケンスに基づ（ＲＦパルス信号をＲＦ電力増幅器４か
らＲＦ送信コイル１ｃに印加する。又、シーケンス記憶
回路６は、同じく所定のパルスシーケンスに基づくシー
ケンス信号によって勾配磁場駆動回路３を操作して、ｘ
＊　　＞’ｌ　　ｚの３軸にそれぞれ勾配磁場を供給す
る。１０はＲＦ発振回路９の出力を参照信号として、前
置増幅器５の受信信号出力を位相検波する位相検波器で
ある。この出力信号はＡＤ変換器１１においてディジタ
ル信号に変換され、計算機７に入力される。

１２は計算機７に種々のパルスシーケンスの実現のため
の指示及び種々の設定値等の入力をするための操作コン
ソール、１３は計算機７で再構成された画像を表示する
表示装置である。

次に上記のように構成された装置の動作を説明する。

操作コンソール１２を操作してパルスシーケンスのタイ
ミング、ＲＦパルスの周波数、パルス幅等の設定を行い
、計算機７に前記設定値に基づく信号を人力する。計算
機７は前記設定値に基づいて制御信号を発生し、シーケ
ンス記憶回路６に送る。シーケンス記憶回路６は前記の
信号に基づき勾配磁場駆動回路３を制御して所定のパル
スシーケンスの勾配磁場を作らせ、又、ゲート変調回路
８を制御する。ゲート変調回路８はＲＦ発振回路９で発
振し出力されたＲＦ倍信号設定されたパルス幅と振幅を
有する信号に変調し、被変調ＲＦパルスをＲＦ電力増幅
器４に供給する。この被変調ＲＦパルスはＲＦ’１カ増
幅器４において増幅され、マグネットアセンブリ１の静
磁場コイル１ａによって生ずる静磁場中において、勾配
磁場駆動回路３によって各軸に与えられた勾配磁場と相
俟って励起したスピンを共鳴させる。共鳴により生じた
ＳＥ倍信号、受信され、前置増幅器５によって増幅され
、位相検波器１０に入力される。位相検波器１０は、Ｒ
Ｆ発振回路９の出力を参照信号として入力ＮＭＲ信号を
位相検波し、その出力信号をＡＤ変換器１１に送る。Ａ
Ｄ変換器１１においてディジタル信号に変換されたＮＭ
Ｒ信号は、計算機７においてスキャン方法に応じた所定
の処理により、画像再構成されて表示装置１３により表
示される。計算機７はシーケンス記憶回路６の内容を書
き換えることができ、これによって種々のスキャン方法
を実現できる。

以上のようなＭＨＩを用いて、食道や胃その他の臓器の
内膜に存在する腫瘍を高分解能で調べたり、肝臓等の臓
器を少しでも近くから１ｌ１１定し、高感度のデータを
得るため、体腔内に小さなＲＦコイルを挿入し、ＮＭＲ
信号を受信することが行われている。

（発明が解決しようとする課題）しかしながら、従来の体腔内コイルは円形のものであっ
て、この体腔内コイルに近い臓器等は高感度に見えるよ
うになったが、イメージング領域が狭く、イメージング
位置を明確にするためには内視鏡を併用して臓器を確認
しながら行わなくてはならず、又、臓器内膜から深く浸
潤した腫瘍の全貌を見ることができないという問題があ
った。

本発明は上記の点に鑑みてなされたもので、その目的は
、感度領域をコイル面の一方向と、深さ方向に広げるこ
とによりイメージング位置の確認を容易にし、又、深く
浸潤した腫瘍等のａ＃１定を容易にすることができるＭ
ＨＩの体腔内コイルを実現することにある。

（課題を解決するための手段）前記の課題を解決する本発明は、体腔内の磁気共鳴イメ
ージングを行う体腔内コイルにおいて、一方向に短い短
軸とその直交方向に長い長軸とを有する形状のコイル部
と、該コイル部に直列に挿入されラーモア周波数に共振
させるためのコンデンサと、出力ケーブルとのインピー
ダンスマツチングを行う手段とから成ることを特徴とす
るものである。

（作用）短軸と長軸を持つコイルを、体腔内に挿入しＮＭＲ信号
を受信する。長軸の長さに比例する深さ方向の広がりを
持ち、短軸によるコイル近傍の領域を精密に観察する。

（実施例）以下、図面を参照して本発明の実施例を詳細に説明する
。

第１図は本発明の一実施例の体腔内コイルの概略構造図
である。図において、２１は長辺が４０ｍｍ、短辺が１
０ｍｍの長方形に作られた体腔内コイルである。体腔内
コイル２１には、コンデンサ２２と、容量を分割された
２個のコンデンサから成るインピーダンスマツチング回
路２３とが直列に挿入されており、コンデンサ２２と、
インピーダンスマツチング回路２３を構成するコンデン
サの合成容量はそれぞれ２Ｃとなっていて、体腔内コイ
ルのインダクタンスＬと総合容量Ｃとの間には次式のよ
うな関係がある。

（＝ｌＯ２−１／　（ＬＣ）　　　　　　　　　”’　
（１）ここで、ω。・・・ラーモア周波数２４は信号を取り出すためのケーブルで、同軸ケーブル
を用いてあり、体外で接続される増幅器（図示せず）ま
での長さは１／２波長の整数倍になるように調節されて
いる。ケーブル２４はインピーダンスマツチング回路２
３を構成する２個のコンデンサの中間部と長方形の体腔
内コイル２１の短辺の一端とに接続されており、２個の
コンデンサの合成容量を２０に保ちながら個々の容量の
比を適当に調節することにより、体腔内コイル２１とケ
ーブル２４とのインピーダンスのマツチングを行ってい
る。、２５はインダクタンスがＬ／２のソレノイドコイ
ル２６と、高電圧で動作する２個のダイオードを逆並列
接続したダイオード回路２７との直列回路を、コンデン
サ２２に並列に接続して構成する送信信号阻止回路であ
る。体腔内コイル２１をシリコンチューブ等の絶縁物で
覆うことにより、被検者と体腔内コイル２１との間の絶
縁を行っている。

上記のように構成された実施例の動作を説明する。体腔
内コイル２１を体腔内に挿入上関心領域の近くに設定後
、ＲＦ送信コイルＩＣで励起ノくルス、反転パルスを送
信する。送信信号阻止回路２５のダイオード回路２７は
、高電圧の送信信号のために導通して、ソレノイドコイ
ル２６とコンデンサ２２との並列回路を形成する。ソレ
ノイドコイル２６とコンデンサ２２との並列回路の共振
周波数をω、とすれば、（１）式から次式の関係が成り
立つ。

ω＋　２−１／　（Ｌ／２ｘ２Ｃ） −１／ＬＣ−ω。２　　　　　・・・（２）（２）式の
ように送信信号阻止回路２５はラーモア周波数に並列共
振するため、ラーモア周波数である送信周波数に対して
高インピーダンスを呈し、従って体腔内コイル２１のコ
ンデンサ２２を含む辺はオープンとなって、送信周波数
に共振することはない。送信が終ると、ダイオード回路
２７は受信信号では動作しないため、体腔内コイル２１
は閉回路となり、受信可能になる。従って、体腔内コイ
ル２１は受信専用のコイルで、通常のサーフェスコイル
と全く同様にイメージングを行うことができる。体腔内
コイル２１で受信された信号はインピーダンスマツチン
グ回路２３を経て、ケーブル２４により体外へ伝送され
てイメージングが行われる。この回路において、増幅器
の特性を入力インピーダンスの変化に影響されないよう
に設＝１されているので、体腔内コイル２１のインピー
ダンスを被検者毎に調整するためのバリコンは必要なく
、体腔内コイル２１の大きさを小さくする上で効果的で
ある。

一般に受信コイルによって組織等からのＲＦ倍信号受信
する場合、受信コイルの直径が大体感度領域の深さ方向
への広がりに一致することは、数値計算や実験等により
確かめられている。従来の円形コイルでは、感度がコイ
ルの近傍にだけ集中していて、例えば、腫瘍のイメージ
ングにおいて、必要な深さ方向への感度が不足していた
。本実施例の体腔内コイル２１は長辺を有する長方形に
なっているため、長辺の長さに対応する深さ方向にも感
度領域が広がり食道癌、胃癌等の時期の判定が容易にな
った。又、体腔内コイル２１でイメージングしている領
域がどの場所に当るのか容易に知ることができるように
なった。

尚、本発明は上記実施例に限定されるものではない。実
施例では長方形の体腔内コイルを示したが楕円形であっ
ても差支えない。又、寸法はほんの一例であって任意に
決めることができるが、長軸と短軸との比は３：１〜５
：１とすることが望ましい。この例では、コンデンサに
よるコイルの分割数を２として説明したが、コンデンサ
による分割は行わなくても良いし、又、逆に３分割以上
にしても良い。但し、この場合、コイル全体でのコンデ
ンサの容量はラーモア周波数に共振するように決められ
る。

コイルの材料、各回路の構成及び配置は、例えば、基板
上の銅箔をエツチングすることにより得るようにしても
よい。更に、送信信号阻止回路を能動回路としてもよく
、或いは送信信号阻止回路を体外に設けて別のケーブル
で接続するようにしてもよい。

又、送信信号阻止回路を設けないで、体腔内コイルで送
受信することにより、スペクトロスコピー用コイルとし
て利用することができる。

（発明の効果）以上詳細に説明したように本発明によれば、コイル近傍
の感度のみでなく、深さ方向に感度領域を広げることに
より、イメージング位置の確認を容易にし、深さ方向に
浸潤した腫瘍等の測定を容易に行うことができるように
なり、実用上の効果は大きい。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例の体腔内コイルの概略構成図
、第２図は一般的なＭＲＩのブロック図である。２１・・・体腔内コイル　　２２・・・コンデンサ２３
・・・インピーダンスマツチング回路２４・・・ケーブ
ル　　　　２５・・・送信信号阻止回路２６・・・ソレ
ノイドコイル２７・・・ダイオード回路

Claims

【特許請求の範囲】

体腔内の磁気共鳴イメージングを行う体腔内コイルにお
いて、一方向に短い短軸とその直交方向に長い長軸とを
有する形状のコイル部と、該コイル部に直列に挿入され
ラーモア周波数に共振させるためのコンデンサと、出力
ケーブルとのインピーダンスマッチングを行う手段とか
ら成ることを特徴とする磁気共鳴画像撮影装置用体腔内
コイル。