JPH02203839A - 核磁気共鳴を用いた検査装置 - Google Patents

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〕 本発明は核磁気共鳴を用いた検査装置における信号検出
手段であるプローブとしてソレノイドコイルとスロット
レゾネータコイルを組み合わせた直交位相検出プローブ
とした核磁気共鳴を用いた検査装置に関する。

〔従来の技術〕

従来、人体の頭部および腹部等の内部構造を非破壊的に
検査する装置として、ｘｖＡＣＴや超音波撮像装置が利
用されてきた。近年、ＮＭＲ現象を利用して同様の検査
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が取得できるようになった。

この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
があり、その一つに検査物体に傾斜磁場を印加し、物体
各部における磁場を異ならせ、次に各部の共鳴周波数あ
るいはフェーズ・エンコード址を異ならせることで位置
の情報を得る方法がある。

上記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（Ｊｏａｒｎａｌｏｆ　Ｍ
ａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ）、第１８巻第６
９Ａ′８３頁」または「フィジックス・イン・メデイス
ン・アンド・バイオロジー誌（Ｐｈｙｓｉｃｓ　ｉｎ　
Ｍｅｄｉｃｉｎｅ＆　Ｂｉｏｌｏｇｙ）第２５巻第７５
１〜７５６頁」に詳細に記載されているのでここでは説
明は省略する。

このようなイメージングにおいては高周波磁場を発生あ
るいは受信するプローブコイルの効率を向上させること
が、画質の向上、撮像時間短縮につながる重要な課題と
なっている。この１つの方法として直交位相検出プロー
ブコイル（以下ｒＱＤプローブコイル」という）がジャ
ーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス（Ｊｏａｒ
ｎａｌ　ｏｆＭａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ）
誌、第６９巻（１９８７）。

第２３６〜２４２頁に記載されている。

〔発明が解決しようとする課題〕

上記従来技術は、水平磁場型の核磁気共鳴を用いた検査
装置（以下、「水平磁場型ＭＲＩ装置」という）におけ
るＱＤプローブとしては有効な構成である。上記従来技
術によるＱＤプローブの鳥敞図を第３図に示す。この従
来のＱＤプローブは２組のガードリング１０５，１０６
にテフロン等の絶縁物（第３図では省略）を介して対向
する信号電極Ｉ’ｌｌ、１１２，１１３，１１４で構成
され、各信号電極間をキャパシタ１１５〜１１８゜１１
９〜１２２で接続した構造を有する。これは信号電極１
１１，１１３とふたつのガードリングで構成される第１
のスロットレゾネータコイルと、信号電極１１２，１１
４とふたつのガードリングで構成される第２のスロット
レゾネータとを直交方向に組み合わせたものと考えるこ
とができる。

第３図に示すＱＤプローブでは給電点Ａ、Ｂからの信号
を９０’位相をずらして加算することによりｘｙ平面内
方向に感度を持っている。ここで、核磁気共鳴の原理か
ら磁場の方向はＺ軸方向である。また、人体挿入方向も
Ｚ軸を想定している。

プローブの円筒中心軸と人体挿入方向が一致しているた
めに人体形状とプローブ形状が一致する。

このため、信号検出効率が良くなる。

このプローブをこのまま垂直磁場型の核磁気共鳴を用い
た検査装置（以下、［垂直磁場型ＭＲＩ装置）という）
に適用しようとすると信号電極の円筒軸と平行な部分（
以下「パーティカル電極」という）の間から人体を挿入
しなければならなくなる。このために信号検出効率が低
下し、ＱＤプローブを採用する意味がなくなってしまう
。即ち、第３図に示すＱＤプローブでは垂直磁場型ＭＨ
Ｉ装置に適用することができないという問題があった。

本発明の目的は上記従来技術では適用できなかった垂直
磁場型ＭＲＩ装置に適用可能なＱＤプローブを提供する
ことにある。

〔課題を解決するための手段〕

上記目的を達成するために、垂直磁場型ＭＲＩ装置に最
適なソレノイドコイルとスロットレゾネータコイルを組
み合わせてＱＤプローブを構成した。

また、スロットレゾネータコイルを低周波数で動作させ
るためにスロットレゾネータコイルのアーム部にインダ
クタンスを付加した。

さらに、クロスコイル方式における送信コイル、受信コ
イルの結合を切るために、付加したインダクタンスと共
鳴周波数で共振するキャパシタを付加したインダクタン
スと並列に挿入した。また、付加したインダクタンスと
キャパシタンスから成る共振回路の動作を送信時、受信
時で制御できるようにスイッチを設けた。また、このス
イッチが送信時には共振回路が共振し、受信時には共振
しないように動作することで送信時における送信コイル
と受信コイルの結合を切ることができる。

スイッチをダイオード対で構成することによって、送信
時には共振し、また、受信時には共振しない。

また、スロットレゾネータコイルのアーム部を銅パイプ
等の細い導体で構成することにより、スロットレゾネー
タコイルとソレノイドコイルの重なりを極力小さくし、
実用上問題とならない結合にまでできる。

さらに、ソレノイドコイルの重なる部分も細い導体で構
成することによりさらに結合を小さくすることができる
。

〔作用〕

ソレノイドコイルは人体挿入方向に感度を持ち、スロッ
トレゾネータコイルは人体挿入方向と直角方向に感度を
持っているのでＱＤプローブを構成することができる。

ところで、垂直磁場型ＭＲＩ装置では通常０．０５〜０
．３　テスラ等の低磁場強度を用いており、共鳴周波数
も低くなる。

スロットレゾネータコイルのアーム部にインダクタンス
を付加することでスロットレゾネータコイルの共鳴周波
数を容易に下げられるので垂直磁場型ＭＲＩ装置に適用
できる。

さらに、送信、受信を別のコイルで行うクロスコイル方
式において、スロットレゾネータコイルに付加されたイ
ンダクタンス、キャパシタンスは並列共振回路を構成し
、送信時には共振するようにスイッチで制御することに
より送信時に付加したインダクタンス両端のインピーダ
ンスが高くなるため、送信コイルとスロットレゾネータ
コイルの結合を切ることができる。このスイッチとして
ダイオード対を用いると、送信時には大電圧が印加され
るため導通状態となり、共振状態になる。

受信時には小電圧しか印加されないので開放状態で共振
状態とならず、スロットレゾネータコイルで信号受信が
行える。

ソレノイドコイルとスロットレゾネータコイルの信号検
出部に重なりがあるとＱＤプローブを構成できなくなる
が、スロットレゾネータコイルのアーム部を銅パイプ等
の細い導体で構成することにより、両コイルの重なりを
少なくし、コイル間の結合を小さくできる。さらに、ソ
レノイドコイルに対しても重なり部を細い導体で構成す
ることにより、結合はより小さくすることができる。

〔実施例〕

以下、本発明の実施例を図を用いて説明する。

第４図は送受信を１つのコイルで行うシングルコイル方
式水平磁場型ＭＲＩ装置の１例を示すブロックである。

本発明の実施例に用いる垂直磁場型ＭＨＩ装置では、静
磁場方向が水平ではなく垂直となるが、ＭＲＩ装置の全
体の理解のためまず第４図から説明する。制御装置５は
以下の各手段に対し、種々の命令を一定のタイミングで
出力する。

高周波パルス発生器６の出力は、増幅器７で増幅され、
コイル８を励振する。コイル８で受信された信号成分は
、増幅器９を通り、検波器１０で検波後、信号処理装置
１１で画像に変換される。Ｚ方向およびそれに直角な方
向の傾斜磁場の発生は、それぞれ、コイル１２，１３．
１４で行い、これらのコイルはそれぞれ、増幅器１５，
１６．１７により駆動される。静磁場の発生は、コイル
１８で行い、コイル１８は電源１９により駆動される。

コイル１４はコイル１３と同じ構成であり、コイル１４
はコイル１３に対してＺ軸の回りに９０’回転させたも
ので、互いに直交する傾斜磁場を発生する。検査対象で
ある人体２０はベツド２１上に置かれベツド２１は支持
台２２上を移動する。

第５図は第４図における傾斜磁場コイルの構成及び流す
電流の方向を示した一例である。コイル１２で２方向傾
斜磁場を、コイル１３でＸ方向傾斜磁場を、コイル４で
Ｘ方向傾斜磁場を発生する例を示している。

実際にはコイル１２，１３．１４を１つの円筒形ボビン
に巻いて用いられる。

第６図は、垂直磁場型ＭＲＩ装置の一構成例を示すブロ
ック図である。制御装置５．高周波パルス発生器６．検
波器１０．信号処理装置１１．増幅器１５，１６，１７
．電源１９は第４図と同じ接続となるので省略しである
。また、第６図では、送信、受信を別のコイルで行うク
ロスコイル方式について示しである。クロスコイル方式
では増幅器７で高周波パルス発生器６の出力を増幅し、
送信コイル８１を励振する。受信コイル８２で受信され
た信号成分は増幅器９を通り、検波器１ｏで検波される
。また、傾斜磁場コイル１２，１３゜１４については詳
細な構成例は省略する。第６図では傾斜磁場コイル１２
，１３．１４は１つのコイルに簡略化して描いている。

第１図は、本発明の一実施例の主要部である受信コイル
８２の構成図である。本実施例ではソレノイドコイル１
０２の外側にスロットレゾネータコイルを巻いている。

スロットレゾネータコイルは上下のガードリング１０５
，１０６と絶縁物（第１図では省略）を介して信号電極
１０３，１０４を巻く。信号電極１０３．１０４＋７１
うちガードリング１０５，１０６と対向する部分（ウィ
ングという）をコンデンサ１０７．１０８，１０９，１
１０で［Ｊｉする。第１図の場合、ソレノイドコイルの
感度はｙ軸方向で、スロットレゾネータコイルの感度は
Ｘ軸方向である。即ち、ｙ軸方向に静磁場方向をとれば
、ソレノイドコイルとスロットレゾネータコイルを組み
合わせてＱＤプローブを構成できるため感度・均一度を
向上できる。第１図では給電点Ｃ及びＤにつながる同調
、整合回路は省略したが第７図（ａ）または（ｂ）に示
すキャパシタ２０１゜２０２による同調整合回路を用い
ればよい。

但し、ソレノイドコイル、スロットレゾネータコイルは
共に所望の共鳴周波数で共振する様に設計されているも
のとする。

第２図（ａ）、（ｂ）には第１図Ａ及びＢにおける断面
Ａ、断面Ｂを示す。第２図ではガードリングを巻きつけ
るボビン１３０及びガードリングとウィングの間に入る
絶縁物１３１を明示しである。断面Ａに示すようにガー
ドリング１０５と信号電極１０３のウィング部は絶縁物
１３１を介して対向している。また、ウィング間をキャ
パシタ１０７．１０８で接続している。

垂直磁場型ＭＲＩ装置では一般に共鳴周波数が低いが、
スロットレゾネータコイルは高い周波数での動作に適し
ているために垂直磁場型ＭＲＩ装置に適用する際には特
性を劣化させずしこ共鳴周波数を下げることが問題とな
るような場合が生じる。

以下にその解決策について述べる。

第１図に示した垂直磁場型ＭＲＩ装置用ＱＤプローブの
スロットレゾネータコイルのアーム部の一方を切断し、
インダクタンス１５０を付加した構成の一実施例を第８
図に示す。第８図に示すようにインダクタンスを付加す
ることでスロットレゾネータコイルの自己共振周波数を
下げることができるために、特性の劣化なしに共鳴周波
数を不げることができる。

また、第６図に示すように、送信、受信を別のコイルで
行うクロスコイル方式の場合には送信コイルと受信コイ
ルの間での結合が問題となる。

クロスコイル方式の送信コイルと受信コイルの結合につ
いて述べる。今、各コイルの位置関係に注目し、第１０
図のように簡略化する。第１０図において、コイル２１
０は、第８図のソレノイドコイルを表わし、コイル２０
０は第８図のスロットレゾネータコイルを表わしている
。コイル２２０は送信用コイルを表わす。コイル２００
゜２１０．２２０の位置関係は、第１０図または第１１
図に示す位置（コイル２２０がコイル２００またはコイ
ル２１０と平行）が実用的である。

（ｘｚ平面内に送信方向が向けばＮＭＲの原理から可能
であるが人体挿入方向や受信コイルとの位置関係から第
１０図、第１１図に示す位置関係となる。） 第１０図において、ソレノイドコイル２１０の感度方向
はｙ軸方向、スロットシネ−タコイル２００の感度方向
はＸ軸方向で、送信コイル２２０の送信方向はＸ軸方向
である。従って、送信コイル２２０から送信された大き
な信号が直接スロットレゾネータコイル２００に入力さ
れてしまう。

また、送信コイル２２０にとって、スロットレゾネータ
コイルはインダクタンス負荷となってしまうという結合
の問題が生じる。第１１図における配置では送信コイル
２２０とソレノイドコイル２１０の間で同様に結合の問
題が生じる。

第１０図の配置によって生じる送信コイルとスロットレ
ゾネータコイルとの結合の問題に対する解決法を第９図
に示す。第８図に示すスロツ１−レゾネータコイルの信
号電極１０４を分割し、インダクタンス１５０を付加し
インダクタンス１５０と並列にキャパシタ１６０．ダイ
オード対１７０を付加した構成である。送信時にはイン
ダクタンス１５０の両端に大電圧が印加されるためダイ
オード対１７０は導通状態となる。ダイオード対１７０
が導通状態となればインダクタンス１５０とキャパシタ
１６０が共振回路を形成し、インダクタンス１５０両端
のインピーダンスが大きくなり、信号電極１０４は見か
け上切断されたのと等価になる。信号電極１０４が切断
されれば、スロットレゾネータコイルは開ループとなる
ため送信コイル２２０のインダクタンス負荷とはならな
いし、また、送信信号が入力されこともない。一方、受
信時にはインダクタンス１５０の両端には小電圧しか印
加されないのでダイオード対１７０は非導通状態となる
ため、インダクタンス１５０とキャパシタ１６０は共振
回路を形成しない。従って、スロットレゾネータコイル
として動作し、信号を受信する。

次に、第１１図に示す配置の場合に生じるソレノイドコ
イル２１０と送信コイル２２０の結合の問題に対す、る
解決法を第１２図に示す。第１２図ではソレノイドコイ
ル２１０をキャパシタ２１１〜２１７で分割した構成を
示した。キャパシタ２１１〜２１７で分割することによ
って、人体挿入時の影響を低減することができる。この
ようにソレノイドコイルをキャパシタで分割する場合に
は例えばキャパシタ２１４に対して、上述したのと同様
にインダクタンス２１８．ダイオード対２１９を並列に
付加し、共振回路を構成することによって、上述の原理
と同様に送信コイルとの結合を回避することができる。

次に、ソレノイドコイルとスロットレゾネータコイルと
を組み合わせた場合、両コイルの間で結合が生じＱＤプ
ローブとしての性能が劣化するという問題が生じる。ソ
レノイドコイルとスロットレゾネータコイルの組み合わ
せの場合、信号検出部の重なりが少なく、相互の影響が
少ないという特徴を持っているが以下に示すようにする
ことでさらに相互の影響を低減することができる。即ち
、第１３図に示すようにスロットレゾネータコイルの信
号電極のうち、実質的に信号を受信する部分（Ｚ軸に平
行な部分、「アーム」という）を銅棒等の細い導体で構
成する。この時、アームの幅は受信時の感度分布に影響
するので、第１３図に示すように２つのアーム部を銅棒
３００，３０１または３０２，３０３各２本で構成し実
質的なアーム幅を変更することなく信号検出を行えるよ
うにできる。

さらに、第１４図に示すようにソレノイドコイル側のア
ーム部と対向する部分を細くすることにより、ソレノイ
ドコイルとスロットレゾネータコイルの結合は低減でき
る。

〔発明の効果〕

本発明によれば、垂直磁場型ＭＨＩ装置において、ＱＤ
プローブを構成でき、感度・均一度を向上できる。

また、スロットレゾネータコイルの自己共振周波数を下
げることができるため、特性の劣化なしに共鳴周波数を
下げることができる。

さらに、クロスコイル方式における送信コイルと受信コ
イル間での結合を回避できるため、シングルコイル方式
・クロスコイル方式の両方式に適用することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例の鳥かん図、第２図は第１図
のＡ断面及びＢ断面図、第３図は従来のＱＤプローブの
鳥かん図、第４図は水平磁場型ＭＨＩ装置の全体構成ブ
ロック図、第５図は傾斜コイルの構成図、第６図は垂直
磁場型ＭＲＩ装置磁石周辺の構成ブロック図、第７図は
同調・整合回路の構成例、第８図は本発明の一実施例の
鳥かん図、第９図、第１２図はクロスコイル方式におけ
る結合回避一実施例の構成図、第１０図、第１１図はク
ロスコイル方式の原理説明図、第１３図、第１４図は本
実施例の両コイル結合回避一実施例の鳥かん図である。 １０３．１０４・・・信号電極、１０５，１０６・・・
ガードリング、１０７〜１１０・・・キャパシタ、１０
２（ａ−） （′ｂ） に＝づ一−ｌρ４ 刈面Ｂ 第 図 （〈

Claims (1)

1. 【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、検出信号の計算を行う演算手段とを有する核
   磁気共鳴を用いた検査装置において、信号検出手段とし
   て、ソレノイドコイルとスロツトレゾネータコイルを組
   み合わせた直交位相検出プローブを備えたことを特徴と
   する核磁気共鳴を用いた検査装置。 ２、前記スロツトレゾネータコイルのアーム部にインダ
   クタンスを付加することを特徴とする請求項１に記載の
   核磁気共鳴を用いた検査装置。 ３、共鳴周波数でアーム部に付加されたインダクタンス
   と共振するキャパシタ及びそれと直列に接続されたスイ
   ッチをインダクタンスに並列に付加したことを特徴とす
   る請求項２に記載の核磁気共鳴を用いた検査装置。 ４、前記スイッチは送信時に並列共振回路を形成し、受
   信時には共振回路を形成しないように動作することを特
   徴とする請求項３に記載の核磁気共鳴を用いた検査装置
   。 ５、前記スイッチとしてダイオード対を用いたことを特
   徴とする請求項４に記載の核磁気共鳴を用いた検査装置
   。 ６、ソレノイドコイルとスロツトレゾネータコイルの重
   なる場所において、スロツトレゾネータコイルのアーム
   部材またはソレノイドコイルのコイル部材の少なくとも
   いずれか一方を他の信号検出部分よりも細くしたことを
   特徴とする請求項１に記載の核磁気共鳴を用いた検査装
   置。