JPH05261082A

JPH05261082A - 核磁気共鳴を用いた検査装置

Info

Publication number: JPH05261082A
Application number: JP4061830A
Authority: JP
Inventors: Yukio Yabusaki; 征雄薮崎; Munetaka Tsuda; 宗孝津田
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 1992-03-18
Filing date: 1992-03-18
Publication date: 1993-10-12

Abstract

(57)【要約】【目的】本発明の目的は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
する事にある。【構成】垂直磁場型ＭＲＩ装置にソレノイドコイルとバ
ードケージコイルを組み合わせてＱＤプローブを構成し
た。また、バードケージコイルの軸方向セグメントにイ
ンダクタンスを付加した。更に、付加したインダクタン
スと共鳴周波数で共振する容量素子を付加したインダク
タンスと並列に挿入した。また、この共振回路の動作を
送信時、受信時で制御できるようにスイッチを設け、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
に動作するように構成した。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【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、「ＮＭＲ」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、ＮＭ
Ｒ現象を用いた検査装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】従来、人体の頭部，腹部などの内部構造
を、非破壊的に検査する装置として、Ｘ線ＣＴや超音波
撮像装置が広く利用されてきている。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
きるようになってきた。

【０００３】まず、ＮＭＲ現象の基本原理について以下
に簡単に説明する。原子核は陽子と中性子から構成さ
れ、全体で角運動量Ｉで回転する核スピンとみなされ
る。

【０００４】今、水素の原子核を取り上げて考えること
にする。水素原子核は１個の陽子からなりスピン量子数
１／２で表される回転をしている。陽子は正の電荷があ
るため原子核が回転するにともなって磁気モーメントμ
が生じ、原子核一つ一つを非常に小さな磁石と考える事
ができる（例えば鉄のような強磁性体では上述した磁石
の方向が揃っているために全体として磁化が生じる。一
方、水素などでは上述した磁石の方向がバラバラで全体
としては磁化は生じない。しかし、この場合でも静磁場
Ｈを印可するとそれぞれの原子核は静磁場の方向に揃う
ようになる。）。

【０００５】水素原子核の場合にはスピン量子数は１／
２であるので−１／２と＋１／２の二つのエネルギー準
位に分かれる。このエネルギー準位間の差ΔＥは一般的
に次式で示される。

【０００６】 ΔＥ＝γｈＨ／２π …（数１）ここで、γ：磁気回転比、ｈ：プランク定数、Ｈ：静磁
場強度である。

【０００７】ところで、一般に原子核には静磁場Ｈによ
ってμ×Ｈの力が加わるために原子核は静磁場の軸の回
りを次式で示す角速度ω（ラーモア角速度）で歳差運動
する。

【０００８】ω＝γＨ …（数２）このような状態の系に周波数ωの電磁波（ラジオ波）を
印可すると核磁気共鳴現象が起こり、一般に原子核は数
１で表されるエネルギー差ΔＥに相当するエネルギーを
吸収し、エネルギー準位が高い方に遷位する。この時種
々の原子核が多数存在していてもすべての原子核が核磁
気共鳴現象を起こすわけではない。これは原子核毎に磁
気回転比γが異なるために、数２で示される共鳴周波数
が原子核毎に異なり印加された周波数に対応するある特
定の原子核だけが共鳴するためである。

【０００９】次に、ラジオ波によって高い準位に遷位さ
せられた原子核はある時定数（緩和時間と呼ばれる）で
決まる時間の後に元の準位に戻る。この時にラジオ波に
よって高い準位に遷位させられた原子核から角周波数ω
の核磁気共鳴信号が放出される。

【００１０】ここで、上述した緩和時間は更にスピン−
格子緩和時間（縦緩和時間）Ｔ₁とスピン−スピン緩和
時間（横緩和時間）Ｔ₂に分けられる。一般に、固体の
場合にはスピン同士の相互作用が生じ易いためにスピン
−スピン緩和時間Ｔ₂は短くなる。また、吸収したエネ
ルギーはまずスピン系に、次に格子系に移っていくため
スピン−格子緩和時間Ｔ₁はスピン−スピン緩和時間Ｔ
₂に比べて非常に大きい値となる。ところが、液体の場
合には分子が自由に運動しているためスピン−スピンと
スピン−格子のエネルギー交換の生じ易さは同程度であ
る。

【００１１】上述した現象は水素原子核以外にもリン原
子核，炭素原子核，ナトリウム原子核、フッ素原子核や
酸素原子核などについても同様である。

【００１２】上述した基本原理に基づく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、特開昭55−20495 号，ジャーナル
・オブ・マグネティック・レゾナンス誌(Ｊ.Ｍagn.Ｒes
on.)第１８巻，第６９〜８３頁（１９７５年）、フィジ
ックス・オブ・メディスン・アンド・バイオロジー誌
（Ｐhys．Ｍed．＆Ｂiol．)第２５巻，第７５１〜７５
６頁（１９８０年）等に報告されているので詳細な説明
は省略するが、以下にもっとも多く用いられているスピ
ンエコーの手法について簡単にその原理を説明する（図
３参照）。

【００１３】図１の全体構成図に示すように被検者２０
は静磁場Ｈを発生するコイル１８と互いに直交する３方
向の傾斜磁場を発生するＸ，Ｙ，Ｚの傾斜磁場コイル１
３，１４，１２（図２参照）と高周波磁場を発生する高
周波磁場コイル８の中に設置されている。ここでＸ，
Ｙ，Ｚ傾斜磁場コイルを駆動する電源が１６，１７，１
５である。ここで、静磁場の方向をＺ軸とする事が一般
的であるから、ＸとＹ軸は図１及び図２に示すようにな
る。ここで、被検者２０の横断面（Ｘ−Ｙ面）を撮像す
るには図３に示すスピンエコーシーケンスに従って傾斜
磁場と高周波磁場を駆動する。以下図３を用いて説明す
ると、期間Ａでは被検者２０に傾斜磁場Ｇ_zを印加した
状態で振幅変調された高周波電力を高周波コイル８に印
加する。横断面の磁場強度は静磁場Ｈと位置ｚの傾斜磁
場強度ｚＧ_zの和Ｈ＋ｚＧ_zで示される。一方、振幅変調
された周波数ωの高周波電力は特定の周波数帯域ω±Δ
ωを有しているので ω±Δω＝γ（Ｈ＋ｚＧ_z） …（数３）を満足するように周波数ωあるいは傾斜磁場強度Ｇ_zを
選ぶ事で横断面の部分の水素原子核スピンを励起する事
になる。ここで、γは水素原子核の磁気回転比を示す。
期間Ｂでは傾斜磁場Ｇ_yをΔｔの間印加する事で先に励
起された核スピンはｙの位置により Δω′＝γｙＧ_yΔｔ …（数４）で示される周波数変移をその共鳴信号に起こす。期間Ｄ
で傾斜磁場Ｇ_xを印加した状態で共鳴信号を収集する。
このとき、期間Ａで励起された核スピンは位置ｘによっ
て Δω″＝γｘＧ_x…（数５）で示される周波数差を有する事になる。期間Ｃは励起さ
れた核スピンのスピンエコーを得るために１８０度の高
周波磁界と傾斜磁場Ｇ_zが印加されている。期間Ｅは核
スピンが平衡に戻るまでの待ち時間である。期間Ｂの傾
斜磁場Ｇ_yの振幅値を２５６ステップ変化させて繰り返
し共鳴信号を収集すれば２５６×２５６のデータが得ら
れる。これらのデータを２次元フーリエ変換する事で画
像が得られる。

【００１４】上述したようなＮＭＲ現象を用いた検査装
置による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。この一つの方法として直交位相検出プローブコイル
（以下「ＱＤ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（Journal of Magne
tic Resonance)誌、第６９巻（１９８７）、第２３６〜
２４２頁に記載されている。

【００１５】また、特開昭61−95234 号にはバードケー
ジコイルについての詳細な記載がある。

【００１６】

【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）におけるバードケージ型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
バードケージ型ＱＤプローブの鳥瞰図を図４に示す。共
通の縦軸線に沿って相隔たっていて、各々がその周縁に
沿って相隔たる直列接続の複数個の容量素子３０１〜３
０８及び３１１〜３１８を含んでいる１対の導電ループ
素子１０５(１０５１〜１０５８)，１０６（１０６１〜
１０６８）と、隣接する直列接続の容量素子の間の点で
前記導電ループ素子を電気的に相互接続する複数個の軸
方向導電セグメント（信号電極）４０１〜４０８とを有
する構成である。

【００１７】図４に示すバードケージ型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
効率が良く均一性が良いプローブとなる。

【００１８】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（「軸方向導電セグメント」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、図４に示すＱＤプローブでは垂直磁
場型ＭＲＩ装置に適用することが出来ないという問題点
があった。

【００１９】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。

【００２０】

【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
均一度の良いバードケージコイルを組み合わせてＱＤプ
ローブを構成した。

【００２１】また、バードケージコイルを低周波数で動
作させるためにバードケージコイルの軸方向セグメント
にインダクタンスを付加した。

【００２２】更に、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容量素子を付加したインダ
クタンスと並列に挿入した。また、付加したインダクタ
ンスと容量素子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ように構成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出来
る。

【００２３】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
いように出来る。

【００２４】また、バードケージコイルの軸方向セグメ
ントを銅パイプなどの細い導体で構成することにより、
バードケージ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出来る。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
することにより更に結合を小さくすることが出来る。

【００２５】

【作用】ソレノイドコイルは人体挿入方向に感度を持
ち、バードケージ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出来
る。

【００２６】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。

【００２７】バードケージコイルの軸方向セグメントに
インダクタンスを付加することでバードケージコイルの
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。

【００２８】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、バードケージコイルに付加さ
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の両端の
インピーダンスが高くなるため、送信コイルとバードケ
ージコイルの結合を切ることが出来る。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。

【００２９】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はならず、バードケージコイルで信
号受信が行える。

【００３０】ソレノイドコイルとバードケージコイルの
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、バードケージコイルの軸方向セグメントを銅
パイプなど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出来る。
更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出来
る。

【００３１】

【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。

【００３２】図１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装置概略構成図であ
る。本発明の実施例に用いる垂直磁場型ＭＲＩ装置で
は、静磁場の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にまず図１から説明する。図１
において、５は制御装置、６は高周波パルス発生器、７
は電力増幅器、８は高周波磁場を発生すると共に対象物
体２０から生ずる信号を検出するための送受信兼用コイ
ル、９は増幅器、１０は検波器、１１は信号処理装置を
示している。本実施例ではコイル８を送受信兼用コイル
としているが、送信及び受信を別々のコイルで行っても
良い。また、１２，１３，１４，は、それぞれ、ｚ方向
及びこれに直角の方向（ｘ方向及びｙ方向）の傾斜磁場
を発生させるコイル、１５，１６，１７はそれぞれ、上
記コイル１２，１３，１４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布を所望の傾斜を有する分
布とするものである。図１ではコイル１３，１４，８の
順に大きさが小さくなっているように描いてあるが全体
構成を示すための便宜的なものでありこの大きさ、順番
にこだわる必要はない。制御装置５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６の出力は、電力増幅器７で
増幅され、上記コイル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。

【００３３】なお、静磁場の発生は、電源１９により駆
動されるコイル１８による。本実施例では静磁場の発生
はコイル１８による常電導方式としたが、励磁時以外は
電源１９が不要な超電導方式でも良い。検査対象である
被検者２０はベッド２１上に載置され、上記ベッド２１
は支持台２２上を移動可能に構成されている。

【００３４】図２は図１に置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
ｚ方向傾斜磁場を、コイル１３でｘ方向傾斜磁場を、コ
イル１４でｙ方向傾斜磁場を発生する例を示している。
コイル１３とコイル１４は同じ形のコイルであってｚ軸
回りに９０度回転した構成をしている。実際にはコイル
１２，１３，１４を一つの円筒形ボビンに巻いて用いら
れる。これらの傾斜磁場コイルは静磁場と同一方向（ｚ
軸方向）磁場を発生し、それぞれｚ，ｘ，ｙ軸に沿って
直線勾配（傾斜）を持つ磁場を発生するものである。

【００３５】図５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１５，１
６，１７、電源１９は図１と同じ接続となるので省略し
てある。また、図５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てある。クロスコイル方
式では電力増幅器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１０で検波
される。また、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。本発明は、上記コイ
ル８２の改良に係わるものである。ここで、コイル８２
は、例えば頭部用コイルであれば直径３００mm，長さ３
００mm程度の大きさを有するものである。本実施例では
コイル形状を円筒形として説明するが、楕円形状のコイ
ルにしたり身体に合わせて湾曲させるなどの変形は可能
であり本発明を規制するものではない。

【００３６】図６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１０２の外側にバードケージコイルを構成した場
合について示している。

【００３７】バードケージコイルは例えば共通の縦軸線
に沿って相隔たっていて、各々がその周縁に沿って相隔
たる直列接続の複数個の容量素子３０１〜３０８及び３
１１〜３１８を含んでいる１対の導電ループ素子１０５
（１０５１〜１０５８），１０６（１０６１〜１０６
８）と、隣接する直列接続の容量素子の間の点で前記導
電ループ素子を電気的に相互接続する複数個の軸方向導
電セグメント４０１〜４０８とを有する構成である。図
６の場合、ソレノイドコイルの感度はｚ軸方向で、バー
ドケージコイルの感度はｘ軸方向である。即ち、ｙ軸方
向に静磁場方向を取れば、ソレノイドコイルとバードケ
ージ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。図６では給電点Ａ、Ｂ及
びＣにつながる同調・整合回路は省略したが図７（ａ）
または（ｂ）に示すキャパシタ８４０，８４１による同
調・整合回路を用いればよい。

【００３８】但し、ソレノイドコイル、バードケージコ
イルは共に所望の共鳴周波数で共振するように設計され
ているものとする。

【００３９】垂直磁場型ＭＲＩ装置では一般に共鳴周波
数が低いが、バードケージコイルは比較的高い周波数で
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に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。

【００４０】図６に示した垂直磁場型ＭＲＩ装置用ＱＤ
プローブのバードケージコイルの軸方向セグメント４０
１〜４０８を切断し（図８では４１１〜４１８及び４２
１〜４２８）、インダクタンス４５１〜４５８を付加し
た構成の一実施例を図８に示す。図８に示すようにイン
ダクタンスを付加することでバードケージコイルの自己
共振周波数を下げることが出来るために、特性の劣化な
しに共鳴周波数を下げることが出来る。

【００４１】また、図５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。

【００４２】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、図９のように簡略化する。図９において、コイル
210は図６のソレノイドコイルを表わし、コイル２００
は図６のバードケージコイルを表わしている。コイル２
２０は送信用コイルを表わす。コイル２００，２１０，
２２０の位置関係は図９又は図１０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
置関係から図９，図１０に示す位置関係となる。）図９
において、ソレノイドコイル２１０の感度方向はｚ軸方
向、バードケージコイル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。し
たがって、送信コイル２２０から送信された大きな信号
が直接バードケージコイル２００に入力されてしまう。
また、送信コイル２２０にとってバードケージコイルは
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。図１０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。

【００４３】図９の配置によって生じる送信コイルとバ
ードケージコイルとの結合の問題にたいする解決法を図
１１に示す。図６に示すバードケージコイルの信号電極
例えば４０１を分割し、インダクタンス４５１を付加し
インダクタンス４５１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４５１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４５１とキャパシタ
１６０が共振回路を形成し、インダクタンス４５１両端
のインピーダンスが大きくなり、信号電極４０１は見か
け上切断されたのと等価になる。信号電極４０１が切断
されれば、バードケージ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ることもない。一方、受信時
にはインダクタンス４５１の両端には小電力しか印加さ
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４５１とキャパシタ１６０は共振回
路を形成しない。従って、バードケージコイルとしてキ
ャパシタ１６０は共振回路を形成しない。従って、バー
ドケージコイルとして動作し、信号を受信できる。

【００４４】次に、図１０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
に対する解決法を図１２に示す。図１２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出来る。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にたいして、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出来
る。

【００４５】次に、ソレノイドコイルとバードケージコ
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バードケージコイルの組み合わ
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
ことで更に相互の影響を低減することが出来る。即ち、
バードケージコイルの信号電極の内、実質的に信号を受
信する部分（ｚ軸に平行な部分「軸方向セグメント」と
いう）を銅棒などの細い導体で構成する。更に、ソレノ
イドコイル側の軸方向セグメント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バードケージコイ
ルの結合は低減できる。

【００４６】図１３にはソレノイドコイル８２０及びバ
ードケージコイル８３０と電力増幅器７及び増幅器９と
の接続の一実施例を示す。図１３では同じコイルで送信
及び受信を行うシングルコイル方式について示したが、
送信及び受信を別なコイルで行うクロスコイル方式でも
良い事は言うまでもない。この場合には電力増幅機７か
らの照射信号の接続がなくなると考えれば良いが、この
接続と等価な働きをする照射系を別に設ける必要があ
る。図１３では接続を示すのが主な目的であるからコイ
ル８２０，８３０は簡略化して示している。また、本実
施例では電力増幅器及び増幅器を２組（電力増幅器７
１，７２，増幅器９１，９２）用いて構成した場合につ
いて示している。図１３に示す実施例では回転磁場の方
向を図に示す方向（時計回り）の場合について示してい
る。照射時には照射信号は２系統に分離され、一方は電
力増幅器７１へ、もう一方は移相器７０１で照射信号の
位相を９０゜遅らせた後電力増幅器７２へ入力される。
電力増幅器７１，７２で増幅された信号がコイル８２
０，８３０を駆動する。次に受信時にはコイル８２０，
８３０で受信された信号はそれぞれ増幅器９１，９２で
増幅された後、コイル８２０で受信された信号を移相器
９０１で９０゜位相をずらし合成器１００で合成する。
回転磁場の方向が逆方向（反時計回り）の場合には図１
４に示すようにそれぞれの移相器７０１，９０１の挿入
場所がもう一方のチャンネルに変わるだけで、基本的な
構成は同じである。図１３では電力増幅器７１，７２と
増幅器９１，９２の間の信号の分離については明示して
いないが、λ／４ケーブルと交差ダイオードを用いる公
知の方法で分離する事が出来る。また、回転磁場で励起
及び受信する場合の駆動及び受信の構成の仕方には本実
施例以外にも外部からの信号で能動的に行う方法など種
々の構成方法があり、図１３に示す構成以外でも良く任
意の構成が可能である。

【００４７】また、図１３に示す構成は１組のコイルに
ついてのみ示したもので実際には並べるコイルの組全て
について必要となる事は言うまでもない。

【００４８】以上の説明では個々について説明したが、
これらを組み合わせても良いことは言うまでもないこと
である。

【００４９】

【発明の効果】本発明によれば、垂直磁場型ＭＲＩ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。

【００５０】また、バードケージコイルの自己共振周波
数を下げることが出来るため、特性の劣化なしに共鳴周
波数を下げることが出来る。

【００５１】更に、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
が出来る。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施例であるＮＭＲを用いた検査装
置の構成図である。

【図２】傾斜磁場コイルの構成及び流す電流の方向を示
した図である。

【図３】スピンエコー法シーケンスの説明図である。

【図４】従来技術のバードケージコイルコイルの構成図
である。

【図５】クロスコイル方式垂直磁場型ＭＲＩ装置の構成
図である。

【図６】本発明の一実施例の構成図である。

【図７】同調・整合回路の回路図である。

【図８】図６に示す実施例にインダクタンスを付加した
構成図である。

【図９】クロスコイル方式の説明図である。

【図１０】クロスコイル方式の説明図である。

【図１１】送信コイルと受信コイル間の結合回避法の実
施例を示す図である。

【図１２】同じく結合回避法の実施例を示す図である。

【図１３】コイルと電力増幅器及び増幅器の接続説明図
である。

【図１４】同じく接続説明図である。

【符号の説明】

５…制御装置、６…高周波パルス発生器、７，７１，７
２…電力増幅器、701，９０１…移相器、８…送受信兼
用コイル、９，９１，９２…増幅器、１０…検波器、１
１…信号処理装置、１２，１３，１４…傾斜磁場を発生
させるコイル、１８…静磁場を発生させるコイル、１
５，１６，１７，１９…電源部、２０…被検者、２１…
ベッド、２２…支持台。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】静磁場，傾斜磁場及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
う計算機及び該計算機による演算の出力手段を有する核
磁気共鳴を用いた検査装置に於て、前記信号検出手段と
してソレノイドコイルから成る第１のコイルと共通の縦
軸線に沿って相隔たっていて、各々がその周縁に沿って
相隔たる直列接続の複数個の容量素子を含んでいる１対
の導電ループ素子と、隣接する直列接続の容量素子の間
の点で前記導電ループ素子を電気的に相互接続する複数
個の軸方向導電セグメントとを有する第２のコイルを組
み合わせた直交位相検出プローブを備えた事を特徴とす
る核磁気共鳴を用いた検査装置。
【請求項２】前記第２のコイルの複数個の軸方向導電セ
グメント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記載の核磁気共鳴を用いた検査装置。
【請求項３】共鳴周波数で軸方向セグメントに付加され
たインダクタンスと共振する容量素子及びそれと直列に
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記載の核磁気共鳴を用いた検
査装置。
【請求項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
ように構成したことを特徴とする請求項３記載の核磁気
共鳴を用いた検査装置。
【請求項５】前記スイッチとしてダイオード対を用いて
構成したことを特徴とする請求項４記載の核磁気共鳴を
用いた検査装置。
【請求項６】前記第１のコイルと第２のコイルの重なる
場所において、第２のコイルの軸方向セグメント又は第
１のソレノイドコイルのコイルを構成する部材の少なく
とも何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記載の核磁気共鳴を用いた検査装
置。