JPS63296737A

JPS63296737A - 高周波電源装置

Info

Publication number: JPS63296737A
Application number: JP62133889A
Authority: JP
Inventors: Hideaki Uno; 宇野　英明; Yoshiyuki Ogawa; 小川　美之; Koji Suga; 菅　浩治
Original assignee: Yokogawa Medical Systems Ltd
Current assignee: GE Healthcare Japan Corp
Priority date: 1987-05-29
Filing date: 1987-05-29
Publication date: 1988-12-02
Also published as: JPH0376137B2

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。

Description

【発明の詳細な説明】（産業上の利用分野）本発明は、ＣＰＵに制御されるメモリに格納された変調
信号源を有し、核磁気共鳴診断装置のアンテナコイルに
高周波電力を供給する高周波電源装置に関する。

（従来の技術）磁気共鳴画像撮影装置は静磁場に線形の磁場勾配を重畳
させて、位置によって異なる強さの磁場を与え、磁場の
強さによって変化するシステムのラーモア周波数である
共鳴周波数を変化させて、異なる位置の被検体内の特定
の原子核を高周波電磁波で励起させて断層像を得る装置
である。従って、周波数の異なる多くの高周波信号が必
要であるため、高周波電源として周波数シンセサイザを
用い、波形メモリに格納しである波形と、振幅メモリに
格納しである振幅とにより周波数シンセサイザの出力を
変調して所望の高周波信号を得、アンテナコイルに高周
波電流を供給し、アンテナコイル内に収容している被検
体に高周波磁界を印加している。

ここで、高周波電源からアンテナコイルに供給する高周
波電流の安定性について考察する。第２図は高周波電源
とアンテナとの関係を示すブロック図である。図におい
て、１は高周波電源の最終段の出力抵抗がＲＡである高
周波増幅器で、ケーブル２を経て、アンテナコイル３に
高周波電流を供給している。アンテナコイル３はコイル
Ｌと共振用コンデンサＣ＋　、Ｃ２で構成され、損失抵
抗Ｒｓが挿入されている。この損失抵抗Ｒｓはコイルの
抵抗と被検体による高周波電力損失の等価抵抗から成る
が、主として被検体による損失抵抗である。従って、損
失抵抗ＲＧは被検体の大きさ。

物性等で変化する。第３図に第２図の高周波電流回路の
等価回路を示す。図において、第２図と同等の部分には
同じ符号を付しである。高周波増幅器１の出力電圧をＶ
Ａとし、アンテナコイル３の負荷抵抗ＲＬに供給される
電圧をＶＬとする。この等価回路において、高周波増幅
器１の出力抵抗ＲＡは有限値を有しているため、負荷に
流れる電流によって出力抵抗Ｒ＾に電圧降下を生じ、負
荷供給電圧ＶＬは次式の通りになる。

ＶＬ　−ＲＬ　−ＶＡ　／　（ＲＡ　＋ＲＬ　）　＜　
ＶＡ被検体の損失によるＲＬの変化に伴い、ＶＡが一定
であってもＶＬは変化してしまう。

今、アンテナコイル３の等価回路を第４図のように書き
直すと負荷供給電圧ＶＬが変化するとコイルしに流れる
電流が変化し、アンテナコイル３で作られる磁界強度が
変化することが分る。

実際の使用に当っては、アンテナコイル３の中に７アン
トムをおいて測定したときの負荷供給電圧ＶＬと、被検
体を収容したときの負荷供給電圧ＶＬの変化を調べ、同
じ負荷供給電圧■Ｌが得られるように電源を調整する。

第３図において、一般に高周波増幅器１の出力抵抗Ｒ＾
は５０Ω、アンテナコイル３の被検体を収容したときの
負荷供給電圧ＲＬは３０〜３００Ωである。ＲＬ＝３０
００の時のＶＬをＶＬ　　（３００）、ＲＬ　＝３０Ω
（７）Ｒ（７）ＶＬ　ｅＶＬ（３０）とすれば、ＶＬ　
　（３０）／ＶＬ、（３００） −（３０／　　＜５０＋３０＞）／　（３００／　（５０＋３００）） ”Ｆｏ、４４となり、被検体によっては、高周波増幅器１の入力が一
定の時でも負荷供給電圧ＶＬが大きく変化し、被検体毎
の高周波電源の出力の調整が必要となる。

（発明が解決しようとする問題点）以上のように負荷供給電圧ＶＬが変化するため被検体に
印加する高周波磁界が変動し、良好な画像が得られない
。

負荷供給電圧ＶＬを一定にするために高周波増幅器１に
エンベロープ帰還を掛ける方法が用し）られているが、
その帰還ループにも能動素子を用いなければならないこ
とから安定した系を作り出すことは困難である。又、従
来は被検体のスキャンの館に振幅を古き込んであるメモ
リの内容をＣＰＵの操作で書き替えて被検体からエコー
信号を受信し、周波数スペクトル表示を見ながら最適出
力を決定するパルスチューニングを行う方法も多く用い
られている。この調整には５分程度の時間が必要で患者
スルーブツトの低下の一頁内となっている。

本発明は上記の点に鑑みてなされたもので、その目的は
、被検体の交替による損失変動に拘らず、アンテナコイ
ルからの高周波磁界を一定に保つための調整を簡単に自
動的に速やかに行わせ、又、そのために追加する回路も
極めて小規模な高周波電源装置を実現するこ゛とにある
。

（問題点を解決するための手段）前記の問題点を解決する本発明は、メモリに格納された
設定値によって振幅が定まる高周波電圧を、核磁気共鳴
診断装置のアンテナコイルに供給する高周波電源装置に
おいて、アンテナコイルにファントムを収容した状態で
所定の励起が行われるように前記メモリに格納された設
定値を調整する第１の電圧調整手段と、高周波電源の出
力高周波電圧を検出する電圧検出手段とファントムに対
して前記設定値が調整された状態における電圧検山手段
の出力信号を記憶する出力電圧記憶手段と、アンテナコ
イルに被検体を収容した状態でアンテナコイルに高周波
電圧を供給した時の電圧検出手段の出力信号が前記出力
電圧記憶手段に格納された値と一致するようにメモリに
格納された前記設定値を調整する第２の電圧調整手段と
を具備することを特徴とするものである。

（作用）高周波増幅の出力電圧を電圧検出手段により検出し、ア
ンテナコイルに７アントムを収容した時と被検体を収容
した時とを比較して同様な出力信号を得るように高周波
電圧の振幅を調節して、被検体の変化に拘らず同等な高
周波電力を供給する。

（実施例）以下、図面を参照して本発明の実施例を詳細に説明する
。

第１図は本発明の一実施例のブロック図である。

図において、第２図と同等の部分には同一の符号を付し
である。図中、４はケーブル２の端部からアンテナコイ
ル３に高周波電流を供給する給電線、１０はＭＲＩ装置
を制御するＣＰＵ１０１からのデータのやりとりをする
ＣＰＵデータバス、１１は１２ビツトのデータ長を有し
、ＣＰＵデータバスからの振幅に関するデータを格納し
、アンテナコイル３に供給する高周波信号の振幅を規制
するための振幅メモリである。１２はアンテナコイル３
に供給する高周波信号の波形を格納している波形メモリ
である。振幅メモリ１１の出力はＤＡ変換器１３でアナ
ログ信号に変換され、波形メモリ１２の出力をアナログ
信号に変換するＤＡ変換器１４の電圧を制御する。１５
はＣＰＵデータバス１０からの指令により必要な周波数
の信号を出力する周波数シンセサイザで、その出力信号
は変調器１６において、前記ＤＡ変換＠１４の出力信号
によって変調される。１７は高周波増幅器１の送信高周
波信号から受信用増幅器１８を保護する受信保護回路で
ある。受信用増幅器１８はアンテナコイル３からの核磁
気共鳴信号を増幅する。１９は高周波増幅器１の出力電
圧を検出する電圧検出器で可変減衰器２０によって適正
レベルに調節される。電圧検出器１９の接続点からアン
テナコイル３への高周波信号の供給線であるケーブル２
と給電線４の長さはそれぞれｎ・λ／２及びλ／２にし
である。２１は電圧検出器１９からの信号と受信用増幅
器１８からの信号とを切り替えて出力する５ＰＤＴのス
イッチで、可変減衰器２０の出力がＡ接点に、受信用増
幅器１８の出力がＢ接点に入力されている。２２は周波
数シンセサイザ１５からの高周波信号をＯｏと一９０°
の位相の２信号に分割するスプリッタで、０゛位相の信
号はＩ復調器２３に、−９０”の位相の信号はＱ復調器
２４にそれぞれ入力される。２５は変調器１６と高周波
増幅器１との位相遅れ量と、電圧検出器１９．可変減衰
器２０．１復調器２３とスプリッタ２２どの位相遅れ量
の代数和が等しくなるように設定する位相シフタである
。２６．２７は１１Ｊ１２３と０１１１１器２４＋７）
出力ｅそｎぞｔＬｙ’イジタル信号に変換し、ＣＰＵデ
ータバス１０を経てＣＰＵ　１０１に復調信号を送達す
るＡＤａ’換器である。

上記のように構成された実施例の装置の動作を説明する
。波形メモリ１２には第５図の波形（エンベロープ）が
書き込まれている。これは１２ビツトのデータ長で構成
され、ＤＡ変換器１４で２００点で読み出されている。

振幅の最大値は振幅メモリ１１からの出力をアナログ信
号に変換したＤＡ変換器１３の出力信号によって規制さ
れ、振幅が最大のときＤＡ変換器１４から±５Ｖの信号
が変調器１６に出力される。

先ず、アンテナコイル３に被検体を模擬できるファント
ムを収容して、原子核の励起が正しく９０″或いは１８
０′″で行われるようにｃＰＵｌｏｌから振幅メモリ１
１の内容を変え、最適出力を得るように調節しておく。

最適出力が得られた時点でスイッチ２１をＡ　）８点側
に投入する。電圧検出器１９から取り出された高周波増
幅器１の出力は可変減衰器２０を操作することによって
適当なレベルに調整され、スイッチ２１のＡ接点を経て
通常受信信号の検波を行うのと同じＩ復調器２３により
復調され、ＡＤ変換器２６において、ディジタル信号に
変換される。

ＣＰＵ１０１はＣＰｔＪデータバス１０を通じて復調デ
ータを受取る。

電圧検出器１９の出力からアンテナコイル３に至るケー
ブル２と給電線４の長さはλ／２の整数倍に選ばれてい
るため、電圧検出器１９の出力波形とアンテナコイル３
の給電点における波形とは等しい。又、位相シフタ２５
の位相シフト量は既述のように変調器１６と高周波増幅
器１の位相遅れ量と電圧検出器１９．可変減衰器２０及
びスプリッタ２２の位相遅れ陽の代数和とが等しくなる
ように調節されているので、Ｉｉａ調器２３における受
信信号の位相と、アンテナコイル３の給電点における高
周波信号とは位相が一致しており、■復調器２３の出力
とＤＡ変換器１４の出力は互いに相似の波形が得られる
。

■復調器２３の出力はＡＤ変換器２６において、第６図
に示すように最大６５５３６点（１６ビツト）で数値化
される。１１１１９器２３．ＡＤ変換器２６の持つ直流
のオフセットは波形取得直前の無信号レベル状態の値か
ら補正される。このようにして得られたＡＤ変換器２６
の最大出力点の値を最適出力Ｄ（ＲＥＦ）としてｃｐｕ
ｉｏ’＋は適宜のメモリ（図示せず）に記憶する。又、
エンベロープの波形は波形メモリ１２に格納されている
波形と照合されて第６図の点線で示す高周波増幅器１の
非直線性成分が検出された場合、その誤差が最小になる
ように波形メモリ１２に格納されている波形の値を変更
して、ＡＤ変換器２６の出力が最適波形となるようにす
る。更に、このときの可変減衰器２０の減衰層Ａ（ＲＥ
Ｆ）もＣＰＵは記憶しておく。最適出力が設定されてこ
れをＤ（ＲＥＦ）としてＣＰＵが記憶する際には、ＡＤ
変換器２６の波形の読み出しを遅くして各点の出力が必
ずディジタル化されるように、又、変換も１回でなく数
回繰り返して行い、平均値を得ることにより正確に数値
化する。このようにして、ＣＰＵに記憶されたＡ　（Ｒ
ＥＦ）とＤ（ＲＥＦ）は一度決めたら通常の保守点検時
（６ケ月又は１２ケ月）に更新する程度で良い。

次にアンテナコイル３に被検体を収容して被検体に合わ
せたパルスチューニングを行う。このとき、先ず、スイ
ッチ２１をＡ接点側に入れる。可変減衰器２０はファン
トム収容時に設定した減衰器Ａ（ＲＥＦ）になるように
ＣＰＵ１０１によって自動的に調整される。次いで高周
波電源装置によりアンテナコイル３に高周波電圧が印加
される。

この電圧は電圧検出器１９によって検出され、可変減衰
器２０によって設定量の減衰を受け、スイッチ２１のＡ
接点を経て■復調器２３においてスプリッタ２２からの
０°位相の参照信号により復調される。復調された信号
はＡＤ変換器２６によりディジタル信号に変換され、Ｃ
ＰＵデータバス１０を経由してＣＰＵ１０１に入力され
る。ＣＰＵ１０１は入力された信号の振幅を先にメモリ
に格納してあった最適出力Ｄ（ＲＥＦ）に等しくなるよ
うに振幅メモリ１１の内容を自動的に調整する。

以上詳細に述べたように、被検体によって変動するアン
テナコイル３に供給する高周波電圧の最適電圧をファン
トムによって予め測定してＣＰＵ１０１内蔵のメモリに
記憶させておき、被検体測定時には、ＣＰＵ１０１は前
記メモリの内容に等しい検出電圧を得るように調整を行
う。このように、従来のＭＲＩ装置に若干の追加を行う
ことで被検体収容時の調整時間の短縮と、最適状態の維
持が可能になった。

尚、本発明は上記実施例に限定するものではない。バー
ドケージ型アンテナコイルを用いたＭＲ■では、アンテ
ナコイルで作る高周波磁界を回転磁界にし、低電力で且
つ高画質のイメージを得る提案がなされている。この時
アンテナコイルには物理的に９０’ずれた２点に給電点
を設け、互いに９０°位相のずれた高周波信号で励起さ
れる。

それぞれの高周波信号は２台の高周波増幅器から出力さ
れるが、この場合も第７図に示すように２系統の電圧検
出器、可変減衰器及びスイッチで同様に調整すればよい
。構成、動作は１系統の場合と全く同様なので説明は省
略する。

（発明の効果）以上詳細に説明したように安定な磁界を簡単な回路の追
加で１ｑることが可能となり、又、そのための調整が自
動的にすみやかに行われるようになって実用上の効果は
大きい。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例の構成ブロック図、第２図は
アンテナコイルへの給電の説明図、第３図は第２図の等
価回路、第４図はアンテナコイルの等価回路、第５図は
波形メモリ１２に古き込まれている波形の図、第６図は
ＡＤ変換器２６への入力波形の図、第７図は本発明の他
の実施例の図である。１．１′・・・高周波増幅器２．２′・・・ケーブル　３・・・アンテナコイル４・
・・給電源　　　　　１１・・・振幅メモリ１２・・・
波形メモリ　　１３．１４・・・ＤＡ＊換器１５・・・
周波数シンセサイザ１６・・・変調器　　　　１８・・・受信用増幅器１９
．１９’・・・電圧検出器２０．２０’　、３０．３０’・・・可変減衰器２１．
２１’　・・・スイッチ２２．２２’　・・・スプリッタ２３・・・１復調器　　　２４・・・Ｑ復調器２５・・
・位相シフタ　　２６．２７・・・ＡＤ変″！Ａ器１０
１・・・ＣＰＵ特許出願人　横河メディカルシステム株式会社第２　図Ｒ５第３図角町４　図第５　図第６図 −一一一一一一−ｌ

Claims

【特許請求の範囲】

メモリに格納された設定値によつて振幅が定まる高周波
電圧を核磁気共鳴診断装置のアンテナコイルに供給する
高周波電源装置において、アンテナコイルにファントム
を収容した状態で所定の励起が行われるように前記メモ
リに格納された設定値を調整する第１の電圧調整手段と
、高周波電源の出力高周波電圧を検出する電圧検出手段
とファントムに対して前記設定値が調整された状態にお
ける電圧検出手段の出力信号を記憶する出力電圧記憶手
段と、アンテナコイルに被検体を収容した状態でアンテ
ナコイルに高周波電圧を供給した時の電圧検出手段の出
力信号が前記出力電圧記憶手段に格納された値と一致す
るようにメモリに格納された前記設定値を調整する第２
の電圧調整手段とを具備することを特徴とする高周波電
源装置。