(57)【要約】【課題】簡単な構成でありながら、照射コイルのインピーダンス変化を通常動作中に検知可能な手段を有する磁気共鳴イメージング装置を実現する。【解決手段】磁気共鳴イメージング装置の送信系３は、変調器９からの高周波信号を同軸ケーブル２３を介して、照射コイル１１に供給する。照射コイル１１の入力端子１１０からの距離がｎ／２波長（ｎ：自然数）のａ点はバッファアンプ２４を介して検知回路２２が接続される。この検知回路２２により、所定の電圧値とａ点の電圧値とが比較されることにより、照射コイル１１のインピーダンス変化を検知することができる。したがって、簡単な構成で照射コイル１１のインピーダンス変化を通常動作中に検知可能とすることができる。【選択図】  図２
2006158817.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場発生手段と、傾斜磁場発生手段と、高周波信号を被検体へ照射する照射コイルと、上記被検体に所定のパルスシーケンスで磁気共鳴周波数を有する高周波パルスを繰り返し印加させるためのシーケンサと、上記照射コイルと同軸ケーブルにより接続され、上記シーケンサからの指令信号に従って上記照射コイルに高周波信号を供給する送信手段と、上記被検体からの磁気共鳴信号を検出する受信コイルと、上記受信コイルより送られる磁気共鳴信号を用いて画像再構成演算を行なう信号処理系と、画像を表示する画像表示手段とを有する磁気共鳴イメージング装置において、
上記同軸ケーブルの、上記照射コイルからの距離が、上記磁気共鳴周波数を有する高周波のｎ／２波長（ｎ：自然数）の箇所に接続される信号検出手段を備え、この信号検出手段により上記照射コイルのインピーダンス変化を検出することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、上記信号検出手段により、上記照射コイルのインピーダンスの変化が予め決められた値より大きい場合には、上記画像表示手段に上記照射コイルの調整値ずれを警告することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、照射コイルのインピーダンス調整手段を備え、上記信号検出手段により、上記照射コイルのインピーダンスの変化が予め決められた値より大きい場合には、上記照射コイルのインピーダンス調整手段が上記照射コイルの自動調整を行い、調整値ずれをなくすことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置に係り、特に送信系から照射コイルへの送信信号の伝送に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）は、照射コイルを用いて被検体へ電磁波を照射し、それによって生体の組織を構成する原子核に核磁気共鳴現象（ＮＭＲ現象）を起こさせ、被検体から放出されるＮＭＲ信号を受信コイルで検出し、検出された磁気共鳴信号にフーリエ変換を行なって画像に再構成するもので、被検体の任意箇所における断層像を得るために広く利用されている。
【０００３】
このＭＲＩ装置において、被検体へ照射される電磁波の量は、被検体及び照射コイルの形状に依存する。特許文献１には照射コイルの形状を工夫し、被検体の側方を開放としても、照射コイルの照射均一度、及び照射効率を向上することができる技術が開示されている。
【０００４】
【特許文献１】特開平８−１５４９１４号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
ところで、ＭＲＩ装置において、高周波信号が送信系から照射コイルに効率よく伝送されるために、照射コイルは所定のインピーダンスになるようにＭＲＩ装置の製造時に調整される。
【０００６】
しかし、経時変化による浮遊容量等が変化し、照射コイルのインピーダンスが、製造時の値から変化してしまう場合が多い。この場合、照射コイルから被検体に照射される電磁波も変化してしまうこととなるが、通常、被検体へ照射される電磁波は一定とする必要がある。このため、被検体へ照射される電磁波が照射コイルのインピーダンス変化により、滅少した場合は、照射コイルのインピーダンス変化が原因であることが検知できず、送信系から照射コイルに出力される電力を増加させるように、システムは動作する。
【０００７】
しかしながら、送信系の出力を増加させることは、送信系内部の素子や、照射コイル内の素子に、過負荷を与えることになり、省電力化の観点からも回避すべきことである。
【０００８】
そこで、照射コイルのインピーダンス変化をＭＲＩ装置の動作中でも検知できるように、構成することが考えられる。つまり、送信系の送信信号から、反射波を分離して検知し、照射コイルのインピーダンス調整ずれを検知するように構成すれば、照射コイルのインピーダンス調整を行うことができる。
【０００９】
しかし、照射コイルのインピーダンス変化検知のために、複雑な構成の手段をＭＲＩ装置に追加することは望ましいことではない。
【００１０】
本発明の目的は、簡単な構成でありながら、照射コイルのインピーダンス変化を通常動作中に検知可能な手段を有する磁気共鳴イメージング装置を実現することである。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
（１）上記目的を達成するために、本発明は静磁場発生手段と、傾斜磁場発生手段と、高周波信号を被検体へ照射する照射コイルと、上記被検体に所定のパルスシーケンスで磁気共鳴周波数を有する高周波パルスを繰り返し印加させるためのシーケンサと、上記照射コイルと同軸ケーブルにより接続され、上記シーケンサからの指令信号に従って上記照射コイルに高周波信号を供給する送信手段と、上記被検体からの磁気共鳴信号を検出する受信コイルと、上記受信コイルより送られる磁気共鳴信号を用いて画像再構成演算を行なう信号処理系と、画像を表示する画像表示手段とを有する磁気共鳴イメージング装置において、上記同軸ケーブルの、上記照射コイルからの距離が、上記磁気共鳴周波数を有する高周波のｎ／２波長（ｎ：自然数）の箇所に接続される信号検出手段を備え、この信号検出手段により上記照射コイルのインピーダンス変化を検出する。
【００１２】
（２）上記（１）において、好ましくは、上記信号検出手段により、上記照射コイルのインピーダンスの変化が予め決められた値より大きい場合には、上記画像表示手段に上記照射コイルの調整値ずれを警告する。
【００１３】
（３）上記（１）において、好ましくは、照射コイルのインピーダンス調整手段を備え、上記信号検出手段により、上記照射コイルのインピーダンスの変化が予め決められた値より大きい場合には、上記照射コイルのインピーダンス調整手段が上記照射コイルの自動調整を行い、調整値ずれをなくす。
【発明の効果】
【００１４】
本発明によれば、簡単な構成でありながら照射コイルのインピーダンス変化を通常動作中に検知することができる。この検知により、照射コイルのインピーダンス調整を行ない、不要な電力消費や、内部素子への過負荷を回避することが可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１５】
以下、本発明の実施の形態について図面を参照しつつ説明する。
【００１６】
本発明の第１の実施形態を図１、図２、図３を用いて説明する。
【００１７】
まず、図１は本発明の第１の実施形態であるＭＲＩ装置の概略構成図である。
【００１８】
図１において、ＭＲＩ装置は大別して、中央処理装置（以下、ＣＰＵと略称する）１と、シーケンサ２と、静磁場発生用磁石４と、傾斜磁場発生系２１と、送信系３と、受信系５と、信号処理系６とを備える。
【００１９】
ＣＰＵ１は予め定められたプログラムに従って、シーケンサ２、送信系３、受信系５、信号処理系６を制御する。シーケンサ２はＣＰＵ１からの制御指令に基づいて、被検体７の断層面の画像データ収集に必要な種々の命令を傾斜磁場発生系２１、送信系３、受信系５に送信する。
【００２０】
静磁場発生磁石４は、被検体７の周りのある広がりを持った空間に配置された磁石から、被検体７の周囲にその体軸と直交あるいは平行な方向に均一な静磁場を発生させる。
【００２１】
また、傾斜磁場発生系２１は、傾斜磁場電源１２と、傾斜磁場コイル１３とを備え、シーケンサ２の制御のもとに、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の３軸方向の傾斜磁場を被検体７が配置される撮像空間に発生する。この傾斜磁場の加え方により、被検体７の撮像断面が設定される。
【００２２】
送信系３は、高周波発振器８と、変調器９と、高周波増幅器１０と、バッファアンプ２４と、検知回路２２と、高周波照射コイル１１とを備えている。この送信系３は傾斜磁場発生系２１で設定された被検体７の撮像断面の生体組織を構成する原子の原子核を励起して核磁気共鳴を起こさせるために、高周波発振器８から出力された高周波パルスを、変調器９を介して、高周波増幅器１０に供給する。そして、高周波増幅器１０で増幅した後に、同軸ケーブル２３を介して被検体７に近接して配置された高周波照射コイル１１に供給して被検体７に高周波パルスを照射する。
【００２３】
バッファアンプ２４の入力端子は、同軸ケーブル２３に接続され、出力端子は検知回路２２に接続されている。そして、後述するように検知回路２２の出力信号はＣＰＵ１に供給される。
【００２４】
受信系５は、高周波受信コイル１４と、この高周波受信コイル１４に接続された増幅器１５と、検波回路１６と、アナログ・ディジタル変換器（以下、ＡＤＣという）１７を備えている。送信系３の高周波照射コイル１１から照射された電磁波による被検体７の生体組織の原子核の磁気共鳴によるエコー信号であるＮＭＲ信号を被検体７に近接して配置された高周波受信コイル１４で検出する。高周波受信コイル１４により検出されたＮＭＲ信号は増幅器１５に出力され、増幅器１５はこのＮＭＲ信号を増幅し、検波回路１６に出力する。検波回路１６は高周波発振器８から基準高周波信号を入力し、これを基準にＮＭＲ信号の情報を検出し、ＡＤＣ１７に入力する。ＡＤＣ１７は入力されたＮＭＲ信号の情報をディジタル信号に変換すると共に、シーケンサ２からの命令によるタイミングでサンプリングされた収集データとして、その信号を信号処理系６に送る。
【００２５】
信号処理系６は、磁気ディスク２０、光ディスク１９等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等からなるディスプレイ１８とを備え、受信系５からのデータがＣＰＵ１に入力されると、ＣＰＵ１が信号処理、画像再構成などの処理を実行し、その結果である被検体７の所望の断層面の画像をディスプレイ１８に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク２０等に記憶する。
【００２６】
図２は図１に示したＭＲＩ装置の送信系３の要部説明図である。
【００２７】
図２において、高周波増幅器１０は同軸ケーブル２３を介して、予め決められた電圧値をもつ共鳴周波数の連続波を同軸ケーブル２３を介して照射コイル１１に出力している。
【００２８】
バッファアンプ２４の入力側は、同軸ケーブル２３の照射コイル１１との接続端子１１０からの距離がｎ／２波長（ｎ：自然数）である点（以下ａ地点とする）に接続される。なお、バッファアンプ２４は単体のアンプに限らず、複数のアンプを組み合わせた構成を用いてもよい。
【００２９】
検知回路２２はバッファアンプ２４を介して同軸ケーブル２３のａ地点の電圧値を検知し、所定の電圧値と比較している。また、検知回路２２の出力側はＣＰＵ１と接続され、検知された同軸ケーブル２３のａ地点の電圧値と所定電圧値との差が所定値以上か否かを示す信号がＣＰＵ１に送信される。
【００３０】
送信系３は前記したように、傾斜磁場発生系２１で設定された被検体７の撮像断面の生体組織を構成する原子の原子核を励起して核磁気共鳴を起こさせるために、被検体７に近接して配置された高周波照射コイル１１から被検体７に高周波パルスを照射する。
【００３１】
このとき、高周波増幅器１０と照射コイル１１とを繋ぐ同軸ケーブル２３は固有の特性インピーダンスＺｏを有し、また照射コイル１１もインピーダンスＺｃを有している。この同軸ケーブル２３と照射コイル１１とのインピーダンスの整合について説明する。
【００３２】
同軸ケーブル２３と照射コイル１１との接続面において、インピーダンスが一致していない場合には、反射波が発生する。反射率ρは次式（１）で表される。
【００３３】
ρ＝（Ｚｃ−Ｚ０）／（Ｚｃ＋Ｚ０）・・・・・（１）
同軸ケーブル２３の特性インピーダンスＺ０と照射コイル１１のインピーダンスＺｃが等しければ、反射率ρは上記式（１）から、反射率は０になる。
【００３４】
この場合、照射コイル１１には高周波増幅器１０から出力された予め決められた電圧値をもつ共鳴周波数の連続波は、減衰されずに照射コイル１１に入力される。
【００３５】
照射コイル１１のインピーダンスＺｃが変化して、例えば照射コイル１１のインピーダンスＺｃが、同軸ケーブル２３の特性インピーダンスＺ０の１／３に変化した場合、反射率ρは次式（２）で表され、反射率ρは−０．５となる。
【００３６】
ρ＝（１／３×Ｚｃ−Ｚ０）／（１／３×Ｚｃ＋Ｚ０）＝−０．５・・・（２）
この場合、高周波増幅器１０から出力された予め決められた電圧値を持つ共鳴周波数の連続波は、電圧値が１／２に減衰されて、照射コイル１１に入力される。このように、同軸ケーブル２３の特性インピーダンスＺ０と照射コイル１１のインピーダンスＺｃが一致しない場合には、高周波増幅器１０から出力された予め決められた電圧値を持つ共鳴周波数の連続波は、照射コイル１１に減衰されて入力される。
【００３７】
ここで、一般に伝送路上の負荷からｎ／２波長（ｎ：自然数）離れた位置においては、負荷に入力される電圧値、位相値と同じ信号が現れることが知られている。このため、照射コイル１１からｎ／２波長（ｎ：自然数）の距離にある、同軸ケーブル２３上のａ地点においては、照射コイル１１上の電圧値、位相値と同じ信号が現れる。したがって、検知回路２２はバッファアンプ２４を介して照射コイル１１上の電圧値、位相値と同じ信号を検出することができる。
【００３８】
検知回路２２はこの検出した信号と予め記憶された所定の基準電圧値とを比較し、検出した電圧値が基準電圧値以下であって、所定の差以上となった場合には、それを示す信号をＣＰＵ１に送信する。ＣＰＵ１は、検知回路２２から、その信号が供給されると、ディスプレイ１８に図３に示す警告画面を表示させる。
【００３９】
これにより、オペレータは照射コイル１１の調整ずれが発生したことを知ることができ、サービスマンに連絡し、照射コイル１１のインピーダンスＺｃの調整を行い、インピーダンスを整合させることができる。
【００４０】
このため、上記の照射コイル１１のインピーダンス変化により、照射コイル１１に入力される電圧値の減少が起きた場合に、照射コイル１１のインピーダンス変化が原因であることが検知できず、送信系から照射コイル１１に出力される電力を増加させるようにシステムが動作するため、送信系の出力を増加させ送信系内部の素子や、照射コイル１１内の素子に、過負荷を与えること、または過剰な電力消費が発生することを避けることができる。
【００４１】
次に、本発明の第２の実施形態について図面を参照して説明する。
【００４２】
図４は第２の実施形態の送信系３の要部説明図であり、図２に示したものと同等のものには同一の符号を付し、その詳細な説明は省略する。
【００４３】
図４に示した例においては照射コイルのインピーダンスを調整するチューニング手段駆動部２６を有する照射コイル装置１１ａを備える。通常、照射コイルには、インピーダンス調整を行うためのチューニング手段が設けられており、チューニング手段駆動部２６は、ＣＰＵ１の指令により、上述したチューニング手段を駆動する。
【００４４】
ＣＰＵ１は検知回路２２から入力された電圧値を予め記憶されたしきい値と比較し、電圧値がしきい値以下に下がった場合には、チューニング手段駆動部２６を駆動し、照射コイル１４ａのインピーダンスを調整して、照射コイルのインピーダンスＺｃを同軸ケーブル２３の特性インピーダンスＺ０に整合させるように調整する。これによりインピーダンスの不整合による電圧値の減衰が改善される。
【００４５】
以上のように構成した本発明の第２の実施形態においても、第１の実施形態と同様の効果を得ることができる。さらに、第２の実施形態によれば、サービスマンが特別な作業を行わなくても、自動的にインピーダンスの不整合が改善され、照射コイル１４ａ上の電圧値の減衰を防ぐことができる。
【００４６】
なお、チューニング手段駆動部としては、電磁的影響を考慮して、超音波モータ等の電磁波の発生が抑制された手段が使用されることとなる。
【図面の簡単な説明】
【００４７】
【図１】本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置の概略構成図である。
【図２】本発明の第１の実施形態による送信系の要部説明図である。
【図３】本発明の第１の実施形態による警告画面の表示例である。
【図４】本発明の第２の実施形態による送信系の要部説明図である。
【符号の説明】
【００４８】
１    ＣＰＵ
２    シーケンサ
３    送信系
４    静磁場発生用磁石
５    受信系
６    信号処理系
７    被検体
８    高周波発振器
９    変調器
１０    高周波増幅器
１１    高周波照射コイル
１２    傾斜磁場電源
１３    傾斜磁場コイル
１４    高周波受信コイル
１５    高周波増幅器
１６    検波回路
１７    ＡＤＣ
１８    ディスプレイ
１９    光ディスク
２０    磁気ディスク
２１    傾斜磁場発生系
２２    検知回路
２３    同軸ケーブル
２４    バッファアンプ
２６    チューニング手段駆動部
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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