JPS6075049A - Nmr-ct apparatus - 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。(57) [Summary] This bulletin contains application data before electronic filing, so abstract data is not recorded.

Description

【発明の詳細な説明】 （イ）産業上の利用分野 この発明はＮＭＩ？−ＣＴ装置、（核磁気共鳴を利用し
たコンピュータ・トモグラフィ装置）に関し、特にＮＭ
Ｒ−ＣＴ装置におけるＲＦコイルによる信吟送受系の改
良に関する。[Detailed description of the invention] (a) Industrial application field Is this invention NMI? - Regarding CT equipment (computed tomography equipment using nuclear magnetic resonance), especially NM
This invention relates to improvement of a signal transmission and reception system using an RF coil in an R-CT device.

（ロ）従来技術 ＮＭＲ−ＣＴ装置では、原子核を高周波信号で励起する
機能あるいは原子核より放出される高周波信号を受信す
る機能またはこれら送受の両機能を果すための、その磁
場が主磁場に対して直交するようなＲＦコイルが備えら
れている。従来では、第１図に示すよう番乙ＲＦコイル
３は１対のサドル型コイル３ａ、３ａにより構成されて
いる。なお、第１図において、■は空心ソレノイドコイ
ルでＺ方向（患者４の体軸方向）に−ｔｍ場ＨＯを発生
するマグネ７トをなし、２は勾配磁場を発生する勾配マ
グネットである。１文・１のサドル型コイル３ａ、３ａ
により主磁場Ｈｏに直交するｒｅ場Ｈｒｆが発生する。(b) In conventional NMR-CT devices, the magnetic field is different from the main magnetic field in order to perform the function of exciting the atomic nucleus with a high-frequency signal, the function of receiving the high-frequency signal emitted from the atomic nucleus, or both of these functions. Orthogonal RF coils are provided. Conventionally, as shown in FIG. 1, the RF coil 3 is composed of a pair of saddle-shaped coils 3a, 3a. In FIG. 1, 2 is an air-core solenoid coil that serves as a magnet 7 that generates a -tm field HO in the Z direction (body axis direction of the patient 4), and 2 is a gradient magnet that generates a gradient magnetic field. 1 sentence/1 saddle type coil 3a, 3a
As a result, a re field Hrf orthogonal to the main magnetic field Ho is generated.

患者４はソレノイＩ・コイルｌの中に形成された被検体
空間５に矢印で示すようにＺ方向に挿入される。被検体
空間５はこのように患者４のアクセスを可能にするため
少なくとも一端が開１１シている。The patient 4 is inserted into the subject space 5 formed in the solenoid I/coil I in the Z direction as shown by the arrow. The subject space 5 is thus open at least at one end 11 to allow access by the patient 4.

しかし、ＲＦコイル３がこのように１対のサドル型コイ
ル３ａ、３ａで構成されていると、これを送信コイルと
して用いた場合、これから発生する励起用の高周波電磁
場Ｈｒ　ｆの方向は上下（Ｙ方向）の１方向のみであり
、ＮＭＲ共鳴を起させる成分はこの１方向の磁場を右回
転および左回転する円偏向に分離した成分であるから、
きわめて効率の悪いことになる。受信コイルとして用い
た場合も、受信磁場方向が１方向であることにより同様
に効率が悪いという問題がある。However, when the RF coil 3 is composed of a pair of saddle-shaped coils 3a and 3a in this way, when this is used as a transmitting coil, the direction of the high-frequency electromagnetic field Hr f for excitation generated from this is up and down (Y direction), and the component that causes NMR resonance is the component that separates the magnetic field in this one direction into clockwise and counterclockwise circular polarization.
This would be extremely inefficient. When used as a receiving coil, there is a similar problem of poor efficiency because the direction of the receiving magnetic field is unidirectional.

（ハ）目的 この発明は、ＲＦコイルによる送信または受信あるいは
その両方の効率を高めるよう改善し、もってノイズが少
なく良ｊｌｆな画質が得られるようにしたＮ　Ｍ　Ｒ−
ＣＴ装置を提供することを目的と丈る。(c) Purpose This invention improves the efficiency of transmission and/or reception by an RF coil, thereby making it possible to obtain good image quality with less noise.
The purpose is to provide CT equipment.

（ニ）構成 この発明によれば、ＲＦコイルは、それぞれの磁場が主
磁場に直交する１Ｌ面内でＩｉ−いに異なる方向を向く
よう角度を異ならしめて配置された複数のコイルからな
り、これらコイルの各々に、各配億角度に夕・Ｉ応した
位相シフトを生じる移相器を接続したことを特徴とする
。(D) Configuration According to the present invention, the RF coil is composed of a plurality of coils arranged at different angles so that their respective magnetic fields point in different directions within the 1L plane perpendicular to the main magnetic field. The present invention is characterized in that a phase shifter is connected to each of the coils to generate a phase shift corresponding to each arrangement angle.

（ホ）実施例 第２図はこの発明の一実施例を示すもので、この図に示
すように、この実施例ではＲＦコイル６は、１対のサド
ル型コイル６ａ、６ａと、これとは相対的にＸＹ而面で
９００回転させて配置したもう１対のサドル型コイル６
ｂ、６ｂとから構成されている。サドル型コイル６ａ　
、６ａの磁場はＹ方向となり、サドル型コイル６ｂ、６
ｂの磁場はＸ方向となる。(e) Embodiment FIG. 2 shows an embodiment of the present invention. As shown in this figure, the RF coil 6 in this embodiment consists of a pair of saddle-shaped coils 6a, 6a, and Another pair of saddle-shaped coils 6 arranged relative to each other by 900 rotations in the XY plane
b, 6b. Saddle type coil 6a
, 6a are in the Y direction, and the saddle-shaped coils 6b, 6
The magnetic field b is in the X direction.

このＲＦコイル６を送信コイルとして用いる場合は、第
３図に示すように励起用高周波信号を増幅する高周波増
幅器７に分配器８を接続し、この分配器８で分配された
信号の一方をすＩ・ル型コイル６ａに送るとともに、分
配された他方の信号を移相器９ｂを介してサドル型コイ
ル６ｂに送るよう構成する。移相器９ｂは、す）２ル型
コイル６ａとサドル型コイル６ｂとの配列角度差に対応
して位相を９０°シフトさせるものを用いる。When this RF coil 6 is used as a transmitting coil, a distributor 8 is connected to a high frequency amplifier 7 that amplifies the excitation high frequency signal as shown in FIG. The signal is sent to the I/L type coil 6a, and the other distributed signal is sent to the saddle type coil 6b via the phase shifter 9b. The phase shifter 9b is one that shifts the phase by 90° in response to the difference in arrangement angle between the double-shaped coil 6a and the saddle-shaped coil 6b.

こうしてサドル型コイル６ａ、６ｂの各対に９０°位相
の異なる高周波信号を供給することによって、Ｙ方向の
磁場が形成された後９００遅れてＸ方向の磁場が形成さ
れるため、ＮＭＲ共鳴を生起させるだめのより効率のよ
い円偏向高周波電磁場が形成される。すなわち、ＮＭＲ
共鳴を起させるということは、簡単化して述べればＺ軸
に垂直な面内での磁化ベクトルを回転させるということ
であるから、図に示す仮想の磁石１３を図示のように回
転させることと同じと考えられるからである。そして、
サドル型コイルが１対の場合よりも２対の方がより効率
よくこの磁石１３を回転できるからである。In this way, by supplying high frequency signals with a 90° phase difference to each pair of saddle-shaped coils 6a and 6b, a magnetic field in the X direction is formed with a delay of 900 degrees after the magnetic field in the Y direction is formed, resulting in NMR resonance. A more efficient circularly polarized high frequency electromagnetic field is created. That is, NMR
To put it simply, to cause resonance is to rotate the magnetization vector in a plane perpendicular to the Z axis, so it is the same as rotating the virtual magnet 13 shown in the figure as shown in the figure. This is because it can be considered. and,
This is because the magnet 13 can be rotated more efficiently with two pairs of saddle-shaped coils than with one pair.

ＲＦコイル６を受信コイルとして用いる場合は、第４図
に；３＜すようにサドル型コイル６ａ、６ｂの各出力を
プリアンプ１０およびメインアンプ１１で増幅した後、
一方は何も介さず、他力は移相３Ｘ９ｂを介してミキサ
１２に人力し、これらの信けを混合する。この移相器９
ｂはｉ３図の移相′、４に９ｂと回しもので、ジドル型
コイル６ａ、６ｂの間の角度９０°に応じて位相を９０
°シフトさせるものである。　励起被検体から生じる高
周波電磁場は、送信時について−Ｌに説明したのと同様
に、簡単化して述べると、図示の磁石１３の回転による
電磁波と同じであり、Ｙ方向磁場のサドル型コイル６ａ
から得た信号とＸ方向磁場のサドル型コイル６ｂから得
た信号を９０°シフトさせた信号とを加えあわせること
は、この磁石１３の回転によって生じる電磁波をその回
転に同期して１対のサドル型コイルを回転させて信号を
得ることに等しく、磁石１３の回転に同期しない信号を
キャンセルすることができる。そのため、ミキサ１２か
らＣ）ちれる信号は、純粋に、励起された被検体からの
ＮＭＲ共鳴信号だけとなり、効率が高く、しかも被検体
および回路系からの／イズ成分が少なくなりＳ／Ｎ比が
向］、する。よってこの信５）を用いて構成される画像
の画質を向１．さ−けることができる。When the RF coil 6 is used as a receiving coil, the outputs of the saddle-shaped coils 6a and 6b are amplified by the preamplifier 10 and the main amplifier 11 as shown in FIG.
One side does not go through anything, and the other force is input to the mixer 12 via the phase shifter 3X9b to mix these signals. This phase shifter 9
b is the phase shift ' in Fig. i3, 4 is a turntable with 9b, and the phase is changed to 90° according to the 90° angle between the jiddle-type coils 6a and 6b.
° shift. The high-frequency electromagnetic field generated from the excited object is the same as the electromagnetic wave generated by the rotation of the magnet 13 shown in the figure, as explained in -L during transmission, and is the same as the electromagnetic wave caused by the rotation of the magnet 13 shown in the figure, and is the same as the electromagnetic wave generated by the rotation of the magnet 13 shown in the figure.
By adding the signal obtained from the X-direction magnetic field saddle type coil 6b and the signal obtained by shifting the signal obtained from the saddle-shaped coil 6b in the X direction by 90 degrees, the electromagnetic waves generated by the rotation of the magnet 13 are synchronized with the rotation of the pair of saddles. This is equivalent to obtaining a signal by rotating the mold coil, and it is possible to cancel a signal that is not synchronized with the rotation of the magnet 13. Therefore, the signal that C) drops from the mixer 12 is purely the NMR resonance signal from the excited test object, resulting in high efficiency and low noise components from the test object and circuit system, resulting in a high S/N ratio. gamu], do. Therefore, the image quality of images constructed using this method 5) is improved.1. You can start.

なお、上記のようにサドル型コイルを２対のみ設けるの
でなく、さらに多数対設ければ、さらに効率が向］−す
る。すなわち、第５図に示すように多数対のサドル型コ
イル６ａ、６ｂ、・・・、６ｎをＸＹ面内で角度を少し
ずつ異ならせて配置し、サドル型コイル６ａ、６ｂ、・
・・、６ｎの各々にその角度差だけ位相シフトする移相
器９ｂ、・・・、９ｎを第６図のように接続する。第６
図は送信側の構成であって、高周波増幅器７に分配器８
を介して接続される。受信側の構成は省略するが、移相
器９ｂ、・・・、９ｎを接続する点については同様であ
る（第４図参照）。Note that, instead of providing only two pairs of saddle-type coils as described above, if a larger number of pairs are provided, the efficiency will be further improved. That is, as shown in FIG. 5, a large number of pairs of saddle-shaped coils 6a, 6b, .
. . , 6n are connected to phase shifters 9b, . . . , 9n, which shift the phase by the angle difference, as shown in FIG. 6th
The figure shows the configuration of the transmitting side, with a high frequency amplifier 7 and a distributor 8.
connected via. Although the configuration of the receiving side is omitted, the connection of the phase shifters 9b, . . . , 9n is the same (see FIG. 4).

このように多数対のサドル型コイルを設けることによっ
て送信時および受信時の効率がより向−１−し、受信信
号のＳ／Ｎ比もより高まり、画像の画質もより１ａれた
ものとなる。By providing many pairs of saddle-shaped coils in this way, the efficiency during transmission and reception is improved, the S/N ratio of the received signal is also increased, and the image quality is also improved. .

（へ）効果 この発１！ＩＩによれば、ＲＦコイルによる送信または
受信あるいはその双方をより効率よく行なうことができ
、優れたＮＭＲ画像をｆｌｌるのに寄与できる。(To) Effect 1 of this shot! According to II, transmission and/or reception by the RF coil can be performed more efficiently, contributing to obtaining excellent NMR images.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]

第１図は従来のＮＭＲ−ＣＴ装置の概略的な一部切欠き
斜視図、第２図はこの発明の一実施例に係るＲＦコイル
の概略的な斜視図、第３図はｆｆ５２図のＲＦコイルを
送信コイルとして用いた場合の信号系のブロック図、第
４図は第２図のＲＦコイルを受信コイルとして用いた場
合の信号系のブロフク図、第５図は他の実施例に係るＲ
Ｆコイルの概略的な斜視図、第６図は第５図のＲＦコイ
ルを送信コイルとして用いた場合の信号系のブロフク図
である。 １・・・主磁場マグネフト　２・・・勾配マグネフト３
．６・・・ＲＦコイル　４・・・患者５・・・被検体空
間　７・・・高周波増幅器８・・・分配器　９ｂ〜９ｎ
・・・移相器１０・・・プリアンプ　１１・・・メイン
アンプ１２・・・ミキサ　１３・・・仮想磁石特許出願
人　株式会社島津製作所 箋２目 算３國 答ｑ圀 簾５劇 算θ目FIG. 1 is a schematic partially cutaway perspective view of a conventional NMR-CT apparatus, FIG. 2 is a schematic perspective view of an RF coil according to an embodiment of the present invention, and FIG. 3 is a schematic perspective view of an RF coil according to an embodiment of the present invention. Fig. 4 is a block diagram of a signal system when the coil is used as a transmitting coil, Fig. 4 is a block diagram of a signal system when the RF coil of Fig. 2 is used as a receiving coil, and Fig. 5 is a block diagram of a signal system when the RF coil of Fig. 2 is used as a receiving coil.
A schematic perspective view of the F coil, and FIG. 6 is a block diagram of a signal system when the RF coil of FIG. 5 is used as a transmitting coil. 1... Main magnetic field magnetoft 2... Gradient magnetoft 3
．． 6... RF coil 4... Patient 5... Subject space 7... High frequency amplifier 8... Distributor 9b to 9n
... Phase shifter 10 ... Preamplifier 11 ... Main amplifier 12 ... Mixer 13 ... Virtual magnet patent applicant Shimadzu Corporation

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] （１）　ＪＨｍ場を形成するマグネットと、勾配マグネ
フトと、４−肥土磁場に直交する磁場を持つＲＦコイル
とを有してなるＮＭｆｌＣＴ装置において、」−記ＲＦ
コイルは、それぞれの磁場が」−肥土１９場に直交する
平面内で互いに異なる方向を向くよう角度を異ならしめ
て配置された複数のコイルからなり、これらコイルの各
々に、各配置角度に勾応した位相シフトを生じる移相器
を接続したことを特徴とするＮＭＲ−ＣＴ装置。(1) In an NMflCT apparatus having a magnet that forms a JHm field, a gradient magnetoft, and an RF coil having a magnetic field orthogonal to the 4-ferromagnetic field,
The coil consists of a plurality of coils arranged at different angles so that each magnetic field points in a different direction in a plane orthogonal to the field, and each of these coils has a magnetic field that corresponds to each arrangement angle. An NMR-CT apparatus characterized in that a phase shifter that produces a phase shift is connected thereto.