JPH05109U - 磁気共鳴イメージング装置用受信コイル - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】磁気共鳴イメージング装置の受信コイルにおい
て、使用状態での周波数特性を平坦化し、同調操作を不
要にする。 【構成】図１に示す受信コイル２に入力インピーダンス
７を低く設定したプリアンプ２３を接続し、この入力イ
ンピーダンス７によって共振回路をなす受信コイル２の
選択度を抑制し、広い周波数範囲にわたって特性を平坦
化してコイル素子の定数が変化した際にも同調を取らな
くて済むようにする。 【効果】従来、可変容量素子の使用によって撮像の度に
微調整していた共振周波数を本発明によって調整不要に
できるため、撮像準備時間の短縮や、特に使用状態で高
いＱ値を有する受信コイルの安定化に効果がある。ま
た、柔軟導体を使用するフレキシブルコイルを容易に実
現することが可能となる。

Description

【考案の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】

本考案は、磁気共鳴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 ジング装置における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ＭＲＩ装置と記す）は、核磁気共鳴現象を利 用して被検体中の所望の検査部位における原子核スピンの密度分布，緩和時間分 布等を計測して、その計測データから被検体の断面を画像表示するものである。 均一で強力な静磁場発生装置内に置かれた被検体の原子核スピンは、静磁場の 強さによって定まる周波数（ラーモア周波数）で静磁場の方向を軸として歳差運 動を行なう。そこで、このラーモア周波数に等しい周波数の高周波パルスを外部 より照射すると、スピンが励起され高いエネルギー状態に遷移する（核磁気共鳴 現象）。この照射を打ち切ると、スピンはそれぞれの状態に応じた時定数でもと の低いエネルギー状態にもどり、このときに外部に電磁波（ＮＭＲ信号）を放出 する。これをその周波数に同調した高周波受信コイルで検出する。このとき、空 間内に位置情報を付加する目的で、３軸の傾斜磁場を静磁場空間に印加する。こ の結果、空間内の位置情報を周波数情報として捕えることが可能である。

【０００３】 受信コイルは図２に示すように導体ループ１のインダクタンスと共振容量３， ４によってラーモア周波数に同調を取るが、このインピーダンス特性は図３によ ってラーモア周波数に同調を取るが、このインピーダンス特性は図３に示すよう な並列共振特性となり、共振点で純抵抗の最大インピーダンスを示す。共振特性 の鋭さ（Ｑ値）はコイル回路に直列に接続されていると見なせる抵抗５（受信コ イルを構成している素子の抵抗と人体との結合損失によって生じる等価抵抗から なる）によって決定され、これが小さいほどＱ値は大きくなり鋭い共振特性とな る。共振時のインピーダンスは共振容量３と４の比を変えることによって調整可 能であり、出力端子９と並列に接続されている容量４を小さくするとＱ値によっ て決定される範囲内でインピーダンスを大きくすることができる。また、この容 量４をマッチング容量と呼ぶ。

【０００４】

【考案が解決しようとする課題】

受信コイルは同調をとって使用するが、これは受信コイルの周波数選択性を利 用するのではない。ＮＭＲ信号の方がはるかに狭帯域だからである。同調の目的 は接続されるプリアンプの特性に起因している。

【０００５】 増幅器のノイズを考える際には、図４に示すようにノイズを全く生じない増幅 器Ａを板想し、この入力に増幅器内部で発生する電圧性ノイズＥｎと電流性ノイ ズＩｎが接続されているものとする（Ｒｉは増幅器の入力抵抗）。これに信号源 を接続するが、信号源抵抗をＲｓ、これによって生じる熱雑音をＥｔとすると、 増幅器に入力される全ノイズ電圧ＥＮは図５に示すように信号源抵抗Ｒｓによっ て変化し、熱雑音Ｅｔと全ノイズ電圧ＥＮが最も接近する点、つまり、増幅器の 固有ノイズが最も小さくなる点が存在する。従って、信号源抵抗Ｒｓをこのよう な値に調整して使用することがＳＮ比を向上するために必要であり、受信コイル の共振時インピーダンスはプリアンプのノイズ最小信号源抵抗Ｒｓに一致するよ うにマッチング容量４によって調整されている。勿論、インピーダンスの増加に 伴い、その平方根に比例して熱雑音Ｅｔも増加するが、信号電圧そのものも信号 源抵抗Ｒｓの平方根に比例して取り出せるので、受信コイル単体に関しては共振 時インピーダンスを変えてもＳＮ比は一定である。同調が外れると受信コイルの インピーダンスが低下し、プリアンプの発生ノイズが増加するため、ＳＮ比が低 下する結果となる。

【０００６】 従来はこの同調操作に受信コイル回路に可変容量素子を接続し、外部より同調 を取れるようにして対処していたが、フレキシブルコイル等のように導体ループ の変形が大きくインダクタンスが大幅に変化する受信コイルや、人体との結合が 弱く使用時のＱ値の高い受信コイルでは大幅な可変範囲や微妙な調整が必要とな り、同調操作に問題があった。本考案の目的は、この従来手段による受信コイル の同調に関する問題を解決し、良好な画像を得ることができるＭＲＩ装置用受信 コイルを提供することにある。

【０００７】

【課題を解決するための手段】

前記問題点は、受信コイルの周波数に対するインピーダンス特性の変化が大き いことに起因している。これを解決するには共振特性のＱ値を抑制させれば良い 。Ｑ値は受信コイル回路の直列抵抗を大きくすることによって下げられるが、素 子の抵抗値を増加することは受信感度の低下となるため望ましくない。また、人 体との結合損失はコイルの形状などによって決定されるもので任意に調整するこ とはできない。そこで、受信コイルに接続されるプリアンプの人力インピーダン スを十分に小さく設定することによってＱ値低減の効果を得られるようにする。 プリアンプの入力インピーダンスは帰還条件によって任意に設定可能であり、通 常は信号源を乱さないように高いインピーダンスにするか、あるいは伝送ライン とのマッチングをとって使用される。これをあえて低いインピーダンスにして使 用することによって、受信コイル回路に並列に低い抵抗値が接続されることにな るため、Ｑ値を抑制することが可能となる。また、プリアンプの人力インピーダ ンスは能動抵抗であるため、コイル感度を低下させる要因とはならない。

【０００８】 本考案による受信コイルではプリアンプの低い入力抵抗によって共振特性を抑 制するため、インピーダンスが広い周波数範囲でほぼ一定となり、ＳＮ比の低下 しない最適信号源抵抗を維持しうるので、同調操作を行なう必要がなくなる。

【０００９】

【作用】

本考案によれば、受信コイルのインピーダンス特性をプリアンプの入力インピ ーダンスを利用して平坦化し、同調操作が不必要となるため、同調不良に起因す る問題を解決して良好なＭＲＩ画像が得られる。

【００１０】

【実施例】

以下、本考案における一実施例を添付図面に基づいて詳細に説明する。図６は 本考案に係るＭＲＩ装置の全体構成例を示す構成図である。このＭＲＩ装置は、 核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体６の断層画像を得るもので、静磁場 発生磁石１０と、中央処理装置（以下ＣＰＵという）１１と、シーケンサ１２と 、送信系１３と、傾斜磁場発生系１４と、受信系１５と、信号処理系１６とから なる。上記静磁場発生磁石１０は、被検体６の周りに強く均一な静磁場を発生さ せるもので、上記被検体６の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式又は 常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。

【００１１】 上記シーケンサ１２は、ＣＰＵ１１の制御で動作し、被検体６の断層画像のデ ータ収集に必要な種々の命令を送信系１３及び傾斜磁場発生系１４並びに受信系 １５に送るものである。上記送信系１３は、高周波発生器１７と変調器１８と高 周波増幅器１９と送信側の照射コイル２０とからなり、上記高周波発生器１７か ら出力された高周波パルスをシーケンサ１２の命令に従って変調器１８で変調し 、この変調された照射パルスを高周波増幅器１９で増幅した後に被検体６に近接 して配置された照射コイル２０に供給することにより、電磁波が被検体６に照射 されるようになっている。上記傾斜磁場発生系１４は、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向に 巻かれた傾斜磁場コイル２１と、それぞれのコイルを駆動する傾斜磁場電源２２ とからなり、上記シーケンサ１２からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁 場電源２２を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ ，Ｇｚを被検体６に印加するようになっている。この傾斜磁場の加え方により、 被検体６に対するスライス面を設定することができる。

【００１２】 上記受信系１５は、受信コイル２とプリアンプ２３と直交位相検波器２４と Ａ／Ｄ変換器２５とからなり、上記送信側の照射コイル２０から照射された電磁 波による被検体６の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被検体６に近接して配置され た受信コイル２で検出され、プリアンプ２３及び直交位相検波器２４を介してＡ ／Ｄ変換器２５に入力してデジタル量に変換され、さらにシーケンサ１２からの 命令によるタイミングで直交位相検波器２４によりサンプリングされた二系統の 収集データとされ、その信号が信号処理系１６に送られるようになっている。こ の信号処理系１６は、ＣＰＵ１１と、磁気ディスク２６及び光ディスク２７等の 記録装置と、ＣＲＴ等のディスプレイ２８とからなり、上記ＣＰＵ１１でフーリ エ変換，補正係数計算，画像再構成等の処理を行ない、任意断面の信号強度分布 あるいは複数の信号に適当な演算を行なって得られた分布を画像化してディスプ レイ２８に表示するようになっている。なお、本図において、照射コイル２０と 受信コイル２及び傾斜磁場コイル２１は、被検体６の周りの空間に配置された静 磁場発生磁石１０の磁場空間内に配置されている。

【００１３】 ここで本考案による受信コイル２の構成を図１に示す。受信コイル２は被検体 ６を包む導体ループ１と共振容量３，４からなり、共振周波数がほぼ信号周波数 となるように定数を設定しておく。受信コイル回路には抵抗５ａ，ｂが接続され ているが、これは実際に接続されている抵抗素子ではなく、５ａは導電ループ１ の導体抵抗や容量素子３，４の損失などコイル構成要素に存在する抵抗であり、 ５ｂは被検体６をとおる磁束８に対する誘導損失を等価抵抗として示したもので ある。受信コイル単体での共振特性におけるＱ値はこの抵抗５ａ，ｂによって決 まるが、素子の損失５ａは受信感度に影響するため十分に小さくしなければなら ない。これに対して人体の誘導損失５ｂは装着状態によって変化するが、比較的 大きく、使用状態での受信コイルのＱ値はほぼこの損失で決定されている。従っ て、人体との結合の少ない受信コイルではＱ値が大きくなり、微秒な同調操作が 要求される。また、導体ループ１の形状を変化させて使用するフレキシブルコイ ルではインダクタンスの変化に伴う同調を広い周波数範囲で正確に行なうことが 必要となるため、実現が容易ではない。

【００１４】 本考案ではこの問題を解決するために、受信コイル２の出力９に接続されるプ リアンプ２３の入力インピーダンス７を利用してＱ値を低下させて使用する。こ のとき、Ｑ値は入力インピーダンス７が小さいほど低く抑えることができるため 、プリアンプ２３の電流帰還を大きくかけてできる限り入力インピーダンス７を 小さくするようにする。このとき、入力インピーダンス７はプリアンプの帰還に よって生じる能動抵抗であり、ノイズ源とならないことが重要である。この結果 、図７に示すように、実際の使用状態における受信コイルのＱ値を人体との結合 状態にかかわらず、十分に低下することができ、インピーダンスの周波数に対す る変動を抑制して、同調を不必要とすることが可能となる。また、この結果、高 い可塑性を有する導体ループ１を使用したフレキシブルコイルを容易に実現する ことが可能となる。

【００１５】

【考案の効果】

以上述べたように本考案による受信コイルでは、使用状態にかかわらず、常に Ｑ値を低く抑えることができるため、周波数に対するインピーダンスの変動が小 さくなり、同調操作を不要、あるいは簡便にすることが可能となる。また、広い 同調範囲を必要とするフレキシブルコイルを容易に実現することができる。この 結果、受信動作を安定させ最大の感度を実現し、良質な画像を得ることができる という効果がある。

【図面の簡単な説明】

【図１】Ｑ値低減受信コイル構成図。

【図２】受信コイル回路図。

【図３】インピーダンス特性図。

【図４】増幅器のノイズ解析図。

【図５】増幅器のノイズ特性図。

【図６】ＭＲＩ装置全体構成図。

【図７】Ｑ値低減特性図。

【符号の説明】

１ 導電ループ ２ 受信コイル ３ 共振容量 ４ 共振容量 ５ 抵抗 ６ 被検体 ７ 入力インピーダンス ８ 磁束 ９ 受信コイル出力 ２３ プリアンプ

Claims (1)

1. 【実用新案登録請求の範囲】 【請求項１】被検体に均一な静磁場を与える磁気回路
   と、前記被検体にスライス傾斜磁場，リードアウト傾斜
   磁場及び位相エンコード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磁
   気共鳴を起こさせる高周波パルスをある所定のパルスシ
   ーケンスで繰り返し印加する照射コイルと、磁気共鳴信
   号を検出する受信コイルと、前記検出信号を使って対象
   物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、前記受
   信コイルに接続するプリアンプの入力インピーダンスを
   能動的に低く設定し、これを負荷として作用させること
   によって共振回路をなす受信コイルの選択特性を低下さ
   せ、同調操作を簡略化あるいは不必要としたことを特徴
   とする磁気共鳴イメージング装置用受信コイル。