JPH11309128A

JPH11309128A - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JPH11309128A
Application number: JP10120486A
Authority: JP
Inventors: Yukihiro Yasugi; 幸浩八杉
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1998-04-30
Filing date: 1998-04-30
Publication date: 1999-11-09

Abstract

(57)【要約】【課題】MRI装置の照射コイルあるいは受信コイルにお
いて、被検体や静磁場発生装置との間に存在する浮遊容
量の影響で信号が漏洩し、感度低下や不安定動作を起こ
し画質を劣化させる問題を解決する。【解決手段】照射コイル13の接続端子33、33'間に、半
波長に整合した信号線路36を並列に挿入し、その一端か
ら信号の入出力を行う。この場合、照射コイル13の入力
インピーダンスを調整しインピーダンスマッチングを行
う。この回路により、不平衡−平衡変換を調整を行うこ
となく容易に実現し、照射コイルを平衡動作させること
ができ、これにより、浮遊容量の影響を阻止して、照射
コイル13の安定な動作を確保し、照射効率を高めること
ができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は核磁気共鳴（ＮＭ
Ｒ）現象を利用して被検体の所望箇所を画像化する磁気
共鳴イメージング装置に関し、特にその照射コイル或い
は受信コイルに関するものである。

【０００２】

【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲ
Ｉ装置と記す。）では、静磁場中に置かれた被検体に検
査対象である原子核の原子核スピンを励起するために、
原子核スピンのラーモア周波数に等しい周波数の高周波
パルスを照射コイルにより照射するとともに、ＮＭＲ現
象によって被検体に生じる電磁波（ＮＭＲ信号）を信号
周波数に同調をとった高周波コイル（受信コイル）で検
出する。

【０００３】これら照射コイルや受信コイルは、一般的
に図５に示すように導体ループ51のインダクタンスに共
振容量52を接続し、信号周波数に同調をとった高周波コ
イル50となっている。コイルの接続端子53は入出力線路
に接続される。図５は照射コイルの例であるため、接続
端子53は高周波パワーアンプ59の出力に接続されている
が、受信コイルの場合はプリアンプの入力端子が接続さ
れる。

【０００４】このような高周波回路では信号線路に反射
を起こさないようにするために、インピーダンスマッチ
ングを取ることが必要である。通常、入出力線路はイン
ピーダンスマッチングの取りやすい同軸ケーブル54が使
用される。同軸ケーブルは信号線をシールド線で包み込
んだ構造となっており、シールド線は接地電位に接続さ
れる。同軸ケーブル54として特性インピーダンスが50Ω
である線材を使用する場合は、共振容量52を図５のよう
に分割して調整し、パワーアンプ59から見た照射コイル
50の入力インピーダンスが50Ωとなるようにしている。
尚、パワーアンプ59も電源を介して接地されている。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】このような構成におい
て照射コイル50に被検体14を挿入すると、導体ループ51
との浮遊容量55により容量結合を起こす。また、照射コ
イル50の設置される静磁場発生装置11との間にも浮遊容
量55は存在し、これらを介して照射パルスが接地電位に
対して漏洩するため照射効率を低下させる要因となる。

【０００６】さらに、このような浮遊容量55はコイルの
設置状態や被検体14の大きさなどによって変化し、一定
ではないためコイルの同調を不安定にする。この結果、
効率の変化や動作不安定といった問題を起こす。

【０００７】このため、従来は同軸ケーブル54をループ
状に巻き、同軸ケーブル54の信号線とシールド線に同様
に流れる高周波電流（同相電流）に対してインダクタン
スを構成して浮遊容量55を介して接地電位に流れる漏洩
電流を抑制していた。勿論、このインダクタンスは本来
の照射パルスに対しては影響はない。

【０００８】この効果を高めるためには、十分なインダ
クタンスを構成する必要があるが、MRI装置では静磁場
の均一度を保つため、磁性体による鉄心は使用できず、
また、同軸ケーブル54の巻き数を増やすことはケーブル
長や設置スペースの点から困難であった。したがって、
浮遊容量55の影響を十分に阻止することができず、コイ
ル動作が不安定になるという問題があった。

【０００９】以上、照射コイルを例にして述べたが、こ
の問題は受信コイルでも同様に存在する。受信コイルの
場合には、浮遊容量55を介して接地電位に流れる漏洩電
流によりＱ値が下がり、感度が低下するという問題があ
った。

【００１０】本発明はこのような照射、受信コイルの浮
遊容量による照射効率の低下や感度低下が、画像を劣化
させる問題を解決し、良好な画像の得られるMRI装置を
提供することを目的とする。

【００１１】

【課題を解決するための手段】前述の問題点は、照射あ
るいは受信コイルの接続端子の一端が接地されており、
浮遊容量を介して信号電流が漏洩することに起因してい
る。そこで、本発明ではコイルの接続端子を接地電位か
ら絶縁し、平衡回路を構成することにより、この問題を
解決する。即ち、本発明のMRI装置は、静磁場を発生す
る静磁場発生手段と、静磁場中に置かれた被検体に複数
の傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイルと、被検体の組織
を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周
波パルスを印加する照射コイルと、被検体に生じるNMR
信号を検出する受信コイルと、検出された信号を使って
被検体組織の物理的性質をあらわす画像を得る画像再構
成手段とを備えたMRI装置において、照射コイルおよび
受信コイルの少なくとも一方は、入出力線路に接続され
る接続端子間に信号線路を並列に接続し、平衡回路を構
成したものであり、信号線路は、信号周波数波長の２分
の１に波長整合している。

【００１２】ここで照射コイルおよび受信コイルは別個
のコイルでもよいし、両者を兼ねた単独のコイルであっ
てもよい。従って本発明において入出力線路は、照射コ
イルの場合、入力線路を、受信コイルの場合には出力線
路を、さらに照射と受信とを兼ねた高周波コイルの場合
には、入出力線路を意味する。

【００１３】本発明においては、いずれの場合にも照射
コイルおよび／または受信コイルに平衡回路を構成する
ことにより、その接続端子を接地電位から切り離し（フ
ローティングし）、浮遊容量を介して信号電流が漏洩す
ることを防止することができる。接続端子間に並列に接
続される信号線路を、信号周波数波長の２分の１に波長
整合させることにより、照射コイルおよび／または受信
コイルの両端子には１８０度位相の異なる信号が供給さ
れることになり、平衡動作を実現できる。

【００１４】また平衡回路を構成する要素として、コン
デンサやインダクタンス等の素子を用いることなく信号
線路を用いたことにより、耐電圧の問題がなく、調整が
容易で且つ低コストに平衡回路を構成することができ
る。

【００１５】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施例を添付図面
に基づいて詳細に説明する。

【００１６】図１は本発明に係るMRI装置の全体構成概
略を示すブロック図である。このMRI装置は、静磁場発
生装置11と、静磁場発生装置11内の空間に配置される傾
斜磁場コイル12、照射コイル13、受信コイル15及びベッ
ト16と、これらを駆動・制御するためのMRIユニット17
と、表示装置18とから構成される。

【００１７】磁場発生装置11は、被検体14に強く均一な
静磁場を発生させるもので、被検体14の周りのある広が
りをもった空間に永久磁石方式あるいは超伝導方式等の
磁石が配置されている。

【００１８】MRIユニット17は、傾斜磁場コイル12、照
射コイル13、受信コイル15を駆動・制御するためのもの
で、傾斜磁場電源19と、照射コイル13を駆動して高周波
パルスを発生させるための送信系及び受信コイル15から
のNMR信号を受信するための受信系を備えた高周波装置2
0と、撮像における種々のパルスシーケンスをコントロ
ールする制御装置21と、高速な画像データ演算装置22と
を備えている。

【００１９】傾斜磁場コイル12は、X,Y,Zの３軸に３組
配置され、制御装置21に制御される傾斜磁場電源19の出
力電流によって被検体14の周りに必要な傾斜磁場空間を
形成し、NMR信号に位置情報を与える。

【００２０】高周波装置20は図２に示すように高周波発
生器23、変調器24及びパワーアンプ25から構成される送
信系と、プリアンプ26、直交位相検波器27及びＡ／Ｄ変
換器28とから構成される受信系とを備え、送信系は制御
装置21のコントロールに従って照射コイル13により被検
体14にスピン励起のための高周波パルスを照射する。受
信系のプリアンプ26は、受信コイル15に接続され、被検
体14の励起の結果生じるNMR信号を受信コイル15で検出
する。演算装置22は高周波装置20で収集した信号データ
に画像再構成演算等を行ない、得られたMRI画像を表示
装置18に出力する。

【００２１】次に本発明による高周波コイル回路の構成
を照射コイルの適用した場合を図３を用いて説明する。

【００２２】照射コイル13には、ソレノイド型、鞍型な
ど種々の方式があり、それによって導体の形状や挿入さ
れる共振容量の位置や数が異なるが、その基本的な回路
構成はループ状の導体によるインダクタンス31に共振容
量32を数箇所に分割して直列接続し、照射周波数に同調
をとるように構成される。照射周波数は、撮影対象とな
る原子核種および静磁場強度により異なり、プロトンを
対象とする静磁場1.5TのMRI装置の場合、照射周波数は
約63.8MHzである。

【００２３】図示する実施例では、インダクタンス31を
４分割し、その一箇所に接続端子33、33'を設けてい
る。この部分は共振容量32を32a、32bに２分割してそれ
ぞれの容量比を調整することにより入力インピーダンス
を調整している。入力インピーダンスの調整については
後述する。尚、４つの共振容量32は容量値が等しいこと
がコイル導体の電圧ポテンシャルを低減するうえで望ま
しい。

【００２４】接続端子33、33'の両端には同軸ケーブル3
6からなる信号線を接続する。この同軸ケーブル36は高
周波信号の半波長に整合させている。信号周波数が前掲
の63.8MHzの場合、半波長は約１.06ｍであるが、同軸ケ
ーブルの短縮率のため、0.7ｍ程度の長さとなる。

【００２５】また一方の接続端子33は同軸ケーブル34を
介して、高周波装置20のパワーアンプ25に接続されてい
る。この同軸ケーブル34の長さは任意でよい。同軸ケー
ブル36のシールド線は同軸ケーブル34のシールド線と接
続し、接地電位とする。この回路により照射コイル13の
接続端子33、33'には180度位相の異なった信号が供給さ
れ、接地電位に対して平衡動作となる。

【００２６】ところで既に述べたようにこのような高周
波回路では信号線路の反射を防ぎ、最大の信号伝送効率
を得るためにはインピーダンスマッチングを取ることが
必要である。ここでは照射コイル回路を平衡回路とした
ために、従来の不平衡回路とは異なる設定が必要とな
る。以下、照射コイルの入力インピーダンスの設定につ
いて図４を参照して説明する。

【００２７】図４(a)は、電圧Ｖの信号源41に信号周波
数の半波長に整合した信号線路43を介して抵抗値Ｒの負
荷抵抗44を接続したものである。この信号源41の内部抵
抗42をＲs、信号線路43の特性インピーダンスをＲoとす
ると、この信号線路のインピーダンスマッチングを取る
ために、インピーダンスＲs、Ｒo、Ｒをすべて等しくす
る。この場合の負荷抵抗44に印加される電圧は接地電位
に対して信号源41の電圧Ｖの半分であり、負荷抵抗44に
供給される電力Ｐは

【００２８】

【数１】Ｐ=Ｖ²／(２・Ｒ) となる。また、信号線路43が半波長に整合されているの
で、負荷抵抗44に印加される信号の位相は信号源41の位
相と180度ずれたものとなる。

【００２９】図４(b)は同図(a)の不平衡回路を平衡回路
に変換して、信号線路43の両端に負荷抵抗45を接続した
ものであり、図３に示す照射コイル回路に対応してい
る。この回路においてインピーダンスマッチングを取る
ために、負荷抵抗45の抵抗値Ｒ'は以下のように求めら
れる。

【００３０】信号線路43はインピーダンスマッチングが
取れている状態では、整合周波数において両端の信号位
相は180度ずれている。したがって、負荷抵抗45に印加
される電圧は(a)に示す不平衡回路の２倍である。負荷
抵抗45に供給される電力は(a)の回路と同一なので、負
荷抵抗値Ｒ'は

【００３１】

【数２】Ｐ=Ｖ²／(２・Ｒ)＝(２・Ｖ)²／(２・Ｒ') より

【００３２】

【数３】Ｒ'＝４・Ｒとなる。たとえば、図３に示す照射コイル回路で同軸ケ
ーブル36として特性インピーダンスが50Ωの信号線路を
用いた場合、照射コイル13の負荷抵抗値を200Ωにすれ
ばインピーダンスマッチングが取れることになる。

【００３３】図４(a)の回路と(b)の回路を比較すると、
負荷に供給される電力は同一であるが(a)の回路では接
地電位に対して供給されるため、負荷抵抗と接地電位間
に浮遊容量が存在すると供給電力の一部がそこを通して
流れ、失われる。これに対して(b)の回路では負荷抵抗
が接地電位から浮いているため浮遊容量の影響を受ける
ことがない。このように本発明の照射コイル回路では、
不平衡回路のパワーアンプ25の出力を平衡回路に変換
し、照射コイル13に供給することにより、照射コイル13
と被検体14との間及び照射コイル13と静磁場発生装置11
との間に浮遊容量が存在しても、その影響を阻止するこ
とができ、被検体の変化に対しても動作が安定し、照射
効率の低下を阻止することが可能となる。

【００３４】尚、以上の実施例では照射コイルを平衡回
路とする場合を説明したが、図３のパワーアンプ25を高
周波装置20の受信系のプリアンプ26と置き換えることに
より、受信コイル15も同様に適用することができる。こ
の場合にも、浮遊容量を介して漏洩電流が発生するのを
防止でき、これにより受信コイルの感度の低下を防止で
きる。また浮遊容量を介してコモンモードノイズが混入
してもその影響を排除できる。

【００３５】また図３の実施例では、半波長の信号線路
として同軸ケーブル36を用いた場合を説明したが、平行
線路や立体回路でも同様に実現可能である。

【００３６】このように本発明では平衡回路を構成する
手段として信号線路を用いたことにより、それを1/2波
長に波長整合するだけで調整の必要がなく、不平衡−平
衡変換を容易に実現できる。また、コンデンサやインダ
クタンスといった素子を使用しないため、特に照射回路
で問題となる耐電圧への配慮が必要なく、素子からの輻
射の問題や設置スペースも少なく、安価に適用可能であ
る。

【００３７】

【発明の効果】以上述べたように本発明によれば、照射
コイルおよび／または受信コイルの接続端子両端に所定
の信号線路を並列接続することにより平衡回路を構成
し、平衡動作を実現することにより、浮遊容量による感
度低下、不要結合、同調変化を阻止し、良好な送受信特
性が得られ、高画質で、高性能なMRI装置を提供できる
という効果がある。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明が適用されるMRI装置の全体構成図

【図２】高周波回路を示す図

【図３】本発明による照射コイル回路の一実施例を示す
図

【図４】本発明による平衡回路を説明する図

【図５】従来の照射コイル回路を示す図

【符号の説明】

11・・・・・・静磁場発生手段 12・・・・・・傾斜磁場コイル 13・・・・・・照射コイル 14・・・・・・被検体 15・・・・・・受信コイル 33,33'・・接続端子 36・・・・・・信号線路（同軸ケーブル） 55・・・・・・浮遊容量

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記
静磁場中に置かれた被検体に複数の傾斜磁場を印加する
傾斜磁場コイルと、前記被検体の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高周波パルスを印加す
る照射コイルと、前記被検体から生じる核磁気共鳴信号
を検出する受信コイルと、検出された信号を使って前記
被検体の物理的性質をあらわす画像を得る画像再構成手
段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記照射コイルおよび受信コイルの少なくとも一方は入
出力線路に接続される接続端子間に信号線路を並列に接
続し、平衡回路を構成したことを特徴とする磁気共鳴イ
メージング装置。
【請求項２】前記信号線路は、信号周波数波長の２分の
１に波長整合していることを特徴とする請求項１記載の
磁気共鳴イメージング装置。