JPH07265279A

JPH07265279A - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JPH07265279A
Application number: JP6082646A
Authority: JP
Inventors: Yasumasa Saito; 安正斎藤
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1994-03-30
Filing date: 1994-03-30
Publication date: 1995-10-17

Abstract

(57)【要約】【目的】ＭＲＩ装置における受信コイル送信コイルとの
干渉をなくし、良好な高周波パルス波形を得るととも
に、受信時の受信コイルの同調が確実にとれるようにす
る。【構成】高周波パルスの照射時において、スイッチング
素子５６をオンにしＰＩＮダイオード５３に電流源５５
から直流電源Ｉを流すことにより、受信コイル５０に高
いインピーダンスのＬＣ並列共振回路(Ｃ₃，Ｃ₄，Ｌ₃）
を直列に挿入し、受信コイルに誘導電流が流れないよう
にする。信号受信時には、スイッチング素子５６をオン
にして電流源５５を受信コイル５０から切り離し、電流
源５５への受信コイル５０への影響をなくし、同調電圧
発生回路５１からの電圧によって受信コイルの同調がと
れるようにする。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】この発明は、核磁気共鳴（以下、
ＮＭＲという）現象を利用して被検体の所望部位の断層
画像を得る磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩとい
う）装置に関し、特に高周波パルス送信時における、受
信コイルと送信コイルとのカップリングによる高周波パ
ルスの照射波形の歪みを抑制するためのアクティブ・デ
カップラ方式のＭＲＩ装置に関する。

【従来の技術】

【０００２】ＭＲＩ装置は、被検体の特定原子核のスピ
ンに共鳴する高周波パルスを照射して励起し、共鳴した
スピンより放出される高周波信号である核磁気共鳴信号
（以下、ＮＭＲ信号という）を検出し、これをもとに画
像の再構成を行うものである。

【０００３】このため被検体を磁場強度一定の静磁場内
に設置し、高周波パルスを送信コイルから照射して、Ｎ
ＭＲ信号を受信コイルにより受信する。ここでＮＭＲ信
号の周波数は被検体の置かれた静磁場発生装置の磁場強
度に依存し、例えば静磁場強度が０.２Ｔではその周波
数は８.５１４ＭＨｚである。このため、ＭＲＩ装置
は、このような周波数帯域の電磁波を送信，受信するた
めの送信コイルを含む送信系及び受信コイルを含む受信
系を備えている。更にＮＭＲ信号にスピンの空間情報を
与えるために、直交する３軸方向に傾斜磁場コイルを備
え、傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを被検体に印加する。

【０００４】ＭＲＩ装置における撮像では、スピン励起
のための高周波パルスの形状と、この高周波パルスと同
時に印加される傾斜磁場によって、スライス特性（スラ
イス内の信号強度分布の均一性）が決り、通常、高周波
パルスの搬送波としてSINC関数やガンシャンなどの波形
のものが用いられることにより矩形のスライス特性が得
られるようにしている。良好な画像を得るためには、ス
ライス特性が良好であること、即ち高周波パルスの照射
形状が歪まないことが要求される。

【０００５】しかし、一般にはこの高周波パルスの照射
時には、照射の電磁波により受信コイルに電流が誘起さ
れ、その電流で受信コイルからも電磁波が被検体に照射
される現象が起こる。このために高周波パルスの照射形
が歪み、被検体の断層面のスライスプロファイルが劣化
するという問題がある。このような送信コイルと受信コ
イルのカップリングに起因する照射波形の歪みの問題を
解決するものとして、従来よりパッシブ・デカップラ方
式及びアクティブ・デカップラ方式の受信コイルが提案
されている。

【０００６】図３は典型的なパッシブ・デカップラ方式
の受信コイルを示すもので、この方式では、３つのコン
デンサＣ₁〜Ｃ₃及び２つのコイルＬ₁，Ｌ₂から構成され
る受信コイル１００にパッシブ・デカップラであるクロ
スダイオード１０１及びＬＣ並列回路１０２が組合わさ
れている。尚、受信コイル１００と受信信号を増幅する
増幅器１０３との間には、印加する逆電圧によってその
電気的容量が変化するバリキャップダイオード１０４が
接続されている。バリキャップダイオード103は、同調
電圧発生回路１０５を介して、ＭＲＩ装置全体のシーケ
ンスを制御するシーケンサ７に接続されており、シーケ
ンサ７からの命令により同調電圧発生回路１０５から電
圧が印加されると、その電気的容量が変化することによ
り、被検体によって若干変化する同調周波数を共鳴周波
数と一致させる。

【０００７】このような構成では、高周波パルス送信時
における受信コイルのデカップリングは、送信される高
周波パルスの照射エネルギーでクロスダイオード１０１
を導通させることにより行われる。クロスダイオード１
０１が導通すると、クロスダイオード１０１と直列に接
続されたＬＣ並列回路１０２が共振状態となり、高いイ
ンピーダンスとなる。即ち、ＬＣ並列回路１０２の共振
周波数を受信コイル１００の共鳴周波数に調整しておく
と、共鳴周波数において高いインピーダンスのＬＣ並列
共振回路が受信コイル１００に直列に挿入されたことに
なる。これにより照射が行われても受信コイル１００に
電流が流れなくなる。

【０００８】しかしながら、このパッシブ・デカップラ
方式では、高周波パルスの照射エネルギーが小さい場合
などには、クロスダイオード１０１が導通しにくくなる
ため、ＬＣ並列回路１０２が働かなくなり、結果として
前述のように受信コイルの電流が誘起され、照射波形を
歪ませる原因となる。

【０００９】一方、図４に示すようなアクティブ・デカ
ップラ方式は、クロスダイオードの代りに、電流源２０
６から直流電流によって導通するダイオード２０１が使
用され、高周波パルス照射時にのみ、ダイオード２０１
に電流源２０６から強制的に直流電流を流し、ダイオー
ド２０１を導通させるものである。通常、このダイオー
ド２０１には、導通時の高周波抵抗が小さくなるＰＩＮ
ダイオードが使用される。また電流源２０６の受信コイ
ル２００への高周波的影響を抑制するためにフィルタ回
路２０７が挿入されている。

【００１０】この方式では、直流電流を流すことによ
り、ＰＩＮダイオード２０１が導通するため、高周波パ
ルスの照射エネルギーによらず、ＬＣ並列回路２０２が
常に動作する。従って、受信コイル２００のインピーダ
ンスが高くなるため、照射エネルギーによる受信コイル
２００の誘導電流を流れにくくすることができる。これ
により高周波パルスの照射波形の歪みを抑制でき、良好
なスライスプロファイルを得ることができる。

【００１１】

【発明が解決しようとする課題】ところで、このような
アクティブ・デカップラ方式においても、被検体によっ
て若干変化する同調周波数と共鳴周波数とを一致させる
ために、受信コイル200と増幅器２０３との間にバリキ
ャップダイオード２０４が挿入される。この場合、バリ
キャップダイオード２０４に同調電圧発生回路２０５か
ら同調電圧を印加する点Ｃと、電流源２０６の接地点Ａ
とは、直流的に同電位であるため、バリキャップダイオ
ード２０４の同調電圧は同調電圧発生回路２０５からの
電圧によらず常に０Ｖになってしまう。このため、受信
コイル２００の同調をとることが不可能となり、画質の
劣化が起こるというような問題が生じる。

【００１２】この発明は、このような従来の問題点を解
決するためになされたもので、高周波パルスの照射時に
高周波パルスに与える受信コイルの影響をなくし、しか
も受信時に受信コイルの同調がとれるＭＲＩ装置を提供
することを目的とする。

【００１３】

【課題を解決するための手段】このような目的を達成す
る本発明のＭＲＩ装置は、被検体に静磁場及び傾斜磁場
を与えるための磁場発生手段と、被検体の生体組織を構
成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために、
高周波磁場を与える高周波パルス送信手段と、核磁気共
鳴による信号を検出するＮＭＲ信号検出手段と、ＮＭＲ
信号を用いて画像再構成演算を行う演算手段とを備えた
ＭＲＩ装置において、ＮＭＲ信号検出手段は、ＮＭＲ信
号を検出する検出部，検出部の共鳴周波数をＮＭＲ信号
の周波数に同調させる同調部，検出部に接続されたＬＣ
共振回路，ＬＣ共振回路に直列に接続されたダイオー
ド，ダイオードを導通させるための直流電源部及び直流
電源部と検出部とを接続状態・非接続状態に切替えるス
イッチング手段とを備え、スイッチング手段は、周波数
パルス送信手段において高周波パルスを送信する時には
接続状態とし、ＮＭＲ信号検出手段においてＮＭＲ信号
を検出する時には非接続状態とするものである。

【００１４】

【作用】高周波パルスの照射時（送信時）には、スイッ
チング手段が接続状態となることにより、直流電源部か
らの直流電源がダイオードを導通させる。これにより、
検出部に接続されたＬＣ共振回路が検出部のインピーダ
ンスを高くするので、検出部には高周波パルスによる誘
導電流が生じず、照射波形の歪みを生じさせない。また
受信時は、スイッチング手段が非接続状態となることに
より、検出部によりＮＭＲ信号を受信可能な状態とな
る。しかも検出部は直流電源部と切り離されているの
で、同調部により同調をとることができる。従って、照
射波形の歪みもなく、信号受信も最良の状態で行えるた
め、スライスプロファイルが良好で、ＳＮ比の高い画像
が得られる。

【００１５】

【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明
する。本発明が適用される磁気共鳴イメージング（ＭＲ
Ｉ）装置は、その全体構成を図２のブロック図に示すよ
うに、ＮＭＲ現象を利用して被検体１の断層像を得るも
ので、磁場発生手段である静磁場発生磁石２及び勾配磁
場発生系３と、被検体１に高周波磁場を与える高周波パ
ルス送信手段である送信系４と、ＮＭＲ信号を受信する
受信系５と、ＮＭＲ信号を用いて画像再構成演算を行う
演算手段である信号処理系６と、シーケンサ７と、中央
処理装置（ＣＰＵ）８とを備えている。シーケンサ７は
ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層像のデータ収
集に必要な種々の命令を、送信系４及び勾配磁場発生系
３並びに受信系５に送るようになっている。尚、図３に
おいて、送信側及び受信側の高周波コイル１４，５０と
傾斜磁場コイル９は、被検体１の周りの空間に配置され
た静磁場発生磁石２の磁場空間内に配置されている。

【００１６】静磁場発生磁石２は、被検体１の周りに任
意の方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体１
の周りにある広がりをもった空間に永久磁石方式又は常
電導方式或いは超電導方式の磁場発生手段が配置されて
いる。

【００１７】勾配磁場発生系３は、互に直交するデカル
ト座標軸方向、即ちＸ，Ｙ，Ｚの三軸方向に巻かれた傾
斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動す
る傾斜磁場電源１０とからなり、後述のシーケンサ７か
らの命命に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０
を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向の傾斜磁
場を被検体１に印加するようになっている。この静磁場
の加え方により被検体１に対するスライス面を設定する
ことができる。

【００１８】送信系４は高周波パルスにより被検体１の
生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさ
せるために高周波磁場を照射するもので、高周波発振器
１１と変調器１２と高周波増幅器１３と送信側の高周波
コイル（以下、送信コイルという）１４とから成り、高
周波発振器１１から出力された高周波パルスをシーケン
サ７の命令に従って変調器１２で振幅変調し、この振幅
変調された高周波パルスを高周波増幅器１３で増幅した
後に被検体１に近接して配置された送信コイル１４に供
給することにより、電磁波が被検体１に照射されるよう
になっている。

【００１９】受信系５は、被検体１の生体組織の原子核
の核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信
号）を検出するもので、ＮＭＲ信号検出手段である受信
側の高周波コイル（以下受信コイルという）５０と、受
信された信号を増幅する増幅器１５と、直交位相検波器
１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とから成り、送信コイル１４
から照射された電磁波による被検体１の応答の電磁波
（ＮＭＲ信号）は被検体１に近接して配置された受信コ
イル５０で検出され、増幅器１６及び直交位相検波器１
６を介してＡ／Ｄ変換器１７に入力してディジタル量に
変換され、更にシーケンサ７からの命令によるタイミン
グで直交位相検波器１６によりサンプリングされた二系
列の収集データとされ、その信号が信号処理系６に送ら
れるようになっている。受信コイル５０は、後述するよ
うに送信コイル１４とのデカップリングのための回路を
備えている。

【００２０】信号処理系６は、ＣＰＵ８と、磁気ディス
ク１８，光ディスク１９及び磁気テープ等の記録装置
と、ＣＲＴ等のディスプレイ２０とから成り、ＣＰＵ８
でフーリエ変換，補正係数計算・像再構成等の処理を行
い、任意断面の信号強度分布或いは複数の信号に適当な
演算を行って得られた分布を画像化してディスプレイ２
０に断層像として表示するようになっている。

【００２１】次に、受信コイル５０の構成について説明
する。図１は、本発明の照射波形の歪みを抑えるアクテ
ィブ・デカップラ方式のＮＭＲ信号検出手段である受信
コイル回路の一実施例を示す図である。本実施例におい
て、ＮＭＲ信号検出手段は、検出部である受信コイル５
０，被検体によって若干変化する同調周波数と共鳴周波
数とを一致させるための同調部である同調電圧発生回路
５１及びバリキャップダイオード５２，ダイオード５
３，ＬＣ回路５４，電流源（直流電源部）５５，電流源
５５と受信コイル５０とを接続或いは非接続状態にする
スイッチング素子５６、及び電流源５５の受信コイル５
０への高周波的影響を抑制するためのフィルター回路５
７で構成される。増幅器１５は、受信した信号を増幅
し、図２に示した直交位相検波器１６で送る。

【００２２】受信コイル５０は、図示する実施例では２
つのコイルＬ₁，Ｌ₂とＬＰこれらコイルに直列に接続さ
れたコンデンサＣ₁，Ｃ₂，Ｃ₃からなる共振回路を構成
し、コンデンサＣ₃と並列に、コイルＬ₃及びコンデン
サＣ₄から成るＬＣ回路５４及びダイオード５３が接続
されている。同調電圧発生回路５１は、シーケンサ７か
らの命令によってバリキャップダイオード５２に電圧を
印加する。バリキャップダイオード５２は電圧が印加さ
れることにより、その電気的容量が変化し、これにより
受信コイル５０を、共鳴周波数に同調させる。ダイオー
ド５３は、電流源５５から電流が流れることにより導通
し、このダイオード５３が導通することによってＬＣ回
路５４（Ｃ₄，Ｌ₃）とコンデンサＣ₃とからなるＬＣ並
列共振回路が受信コイル５０に直列に挿入されたことに
なる。ダイオード５３として通常、導通時の高周波抵抗
が小さくなるＰＩＮダイオードが使用される。またスイ
ッチング素子５６は、同調電圧発生回路５１が接続され
る点（回路のＣ点）が直流的に接地しないように受信コ
イル５０と電流源５５とを分離するもので、シーケンサ
７からの命令により、高周波パルス送信時にはオン，Ｎ
ＭＲ信号受信時にはオフとなるようにオン・オフ制御さ
れる。スイッチング素子５６としては、上記機能を達成
できるものであれば、どのようなものでもよく、バイポ
ーラ・トランジスタ，ＦＥＴ、その他のスイッチング素
子など種々のものを用いることができる。

【００２３】次にこのような構成における回路の動作を
説明する。まず高周波パルスの照射時には、シーケンサ
７からのコントロール信号Ｓにより電流源５５が動作
し、またスイッチング素子５６をオンにする。これによ
り、直流電流Ｉがフィルター回路５７を通り、ＰＩＮダ
イオード５３を導通させるので、受信コイルの共鳴周波
数に調整されたＬＣ並列共振回路(Ｃ₃，Ｃ₄，Ｌ₃）が受
信コイル５０に直列に挿入され、受信コイルのインピー
ダンスが高くなる。従って、高周波パルスの照射エネル
ギーによる電磁波が発生しても、受信コイル５０には電
流が誘起されないため、受信コイルからの電磁波の照射
は行われない。即ち、送受信コイル間の干渉がなくな
り、照射波形の歪みは発生することなく、照射波形が改
善される。

【００２４】尚、この際、スイッチング素子５６が導通
していることにより、同調電圧発生回路５１が接続され
るＣ点と直流電源の接地Ａ点とは直流的に導通となり、
Ｃ点は接地され、電圧は０Ｖとなる。しかし、この高周
波パルス印加時には、受信コイルの同調をとる必要がな
いので、同調電圧は正しくかかっていなくてもよい。次
に信号受信時には、シーケンサ７からのコントロール信
号は、電流源５５の動作を止め、スイッチング素子５６
をオフにする。従って、ＰＩＮダイオード５３は非導通
状態になり、ＬＣ並列共振回路(Ｃ₃，Ｃ₄，Ｌ₃）は働か
なくなり、受信コイル５０は受信可能状態となる。この
ときスイッチング素子５６はオフ状態になっているた
め、電流源５５の接地点であるＡ点とＣ点とは直流的に
分離されている。従って、バリキャップダイオード５２
には、同調電圧発生回路５１からの電圧が印加され、受
信コイル５０は、共鳴周波数に同調した正常な受信状態
になる。このように、受信時に受信コイル５０には電流
源５５の影響がなくなり、最良の同調状態で信号を受信
することができる。

【００２５】以上の実施例では、スイッチング素子５６
を電流源５５の接地点とフィルタ回路５７との間に入れ
た例を示したが、スイッチング素子５６はフィルタ回路
５７とＬＣ共振回路５４との間に入れてもよい。更に電
流源５５の接地点側のみならず、（＋）側、例えばフィ
ルタ回路５７との間のＢ点にも同様にスイッチング素子
を入れ、完全に受信コイルと電流源５５を切り離した構
成としてもよい。

【００２６】また、受信コイル５０として２つのコイル
と３つのコンデンサとから成る共振回路を説明したが、
本発明はサーフェスコイルのように単独のコイルから成
るもの、バードゲージ型コイルのように多数のコイルを
備えたものなど、各種コイルに適用できる。また、永久
磁石方式のＭＲＩ装置のみならず、常伝導，超伝導方式
などのＭＲＩ装置の場合における、どのような受信コイ
ルにも適用可能できる。

【００２７】

【発明の効果】以上の説明からも明らかなように、本発
明のＭＲＩ装置によれば、ＮＭＲ信号検出部において、
検出部をアクティブデカップリングするための電流源と
検出部との間にスイッチング素子を挿入し、高周波パル
ス照射時にのみ、電流源と検出部とを接続するように構
成したので、照射時の高周波パルスの歪みをなくし、ス
ライスプロファイルを向上させることができる。またＮ
ＭＲ信号受信時には、電流源と検出部とを切り離すの
で、受信コイルの同調回路が正しく動作し、ＳＮ比の良
好な画像を得ることができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明のＭＲＩ装置の受信コイル回路のブロッ
ク図。

【図２】本発明のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック
図。

【図３】従来のＭＲＩ装置の受信コイル回路のブロック
図。

【図４】従来のＭＲＩ装置の受信コイル回路のブロック
図。

【符号の説明】

１被検体２静磁場発生磁石（磁場発生手段）３勾配磁場発生系（磁場発生手段）４送信系（高周波パルス送信手段）５受信系（ＮＭＲ信号検出手段）６信号処理系（演算手段）７シーケンサ８ＣＰＵ５０受信コイル（検出部）５１同調電圧発生回路（同調部）５２バリキャップダイオード（同調部）５３ＰＩＮダイオード５４ＬＣ共振回路５５電流源（直流電源部）５６スイッチング素子（スイッチング手段）

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体に静磁場及び傾斜磁場を与えるため
の磁場発生手段と、前記被検体の生体組織を構成する原
子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために、高周波磁
場を与える高周波パルス送信手段と、前記核磁気共鳴に
よる信号を検出する核磁気共鳴信号検出手段と、前記核
磁気共鳴信号を用いて画像再構成演算を行う演算手段と
を備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記核磁気共鳴信号検出手段は、前記核磁気共鳴信号を
検出する検出部，前記検出部の共鳴周波数を前記核磁気
共鳴信号の周波数に同調させる同調部，前記検出部に接
続されたＬＣ共振回路，前記ＬＣ共振回路に直列に接続
されたダイオード，前記ダイオードを導通させるための
直流電源部及び前記直流電源部と前記検出部とを接続状
態・非接続状態に切替えるスイッチング手段とを備え、前記スイッチング手段は、前記周波パルス送信手段にお
いて高周波パルスを送信する時には接続状態とし、前記
核磁気共鳴信号検出手段において核磁気共鳴信号を検出
する時には非接続状態とすることを特徴とする磁気共鳴
イメージング装置。