JPH0576511A - Reception system for mri device - Google Patents
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- JPH0576511A JPH0576511A JP3241821A JP24182191A JPH0576511A JP H0576511 A JPH0576511 A JP H0576511A JP 3241821 A JP3241821 A JP 3241821A JP 24182191 A JP24182191 A JP 24182191A JP H0576511 A JPH0576511 A JP H0576511A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴（ＭＲ：magn
etic resonance）現象を利用して被検体（生体）の形態
情報やスペクトロスコピ―等の機能情報を得るＭＲＩ装
置（磁気共鳴イメ―ジング装置）の受信システムに関す
る。BACKGROUND OF THE INVENTION The present invention relates to magnetic resonance (MR: magn).
The present invention relates to a receiving system of an MRI apparatus (magnetic resonance imaging apparatus) that obtains morphological information of a subject (living body) and functional information such as spectroscopy by using an etic resonance phenomenon.
【０００２】[0002]
【従来の技術】ＭＲＩ装置の受信システムにおいては、
励起用高周波磁場の送信及び／又は磁気共鳴信号の受信
のためのＲＦコイルとして、クワドラチャーコイル（以
下「ＱＤ（ Quadrature Detecting ) コイル」と略称す
る。）部が使用されることは、よく知られていることで
ある。2. Description of the Related Art In a receiving system of an MRI apparatus,
It is well known that a quadrature coil (hereinafter abbreviated as "QD (Quadrature Detecting) coil") unit is used as an RF coil for transmitting a high-frequency magnetic field for excitation and / or receiving a magnetic resonance signal. Is that
【０００３】この種の受信システムの従来例として、を
含む、図１２に示すシステムが知られている。図１２に
示すように、従来例の受信システムは、表面コイル１２
とボリュームコイルとしての鞍型コイル１４とを組合せ
た構成のＱＤコイル部１０と、チューニング／マッチン
グ回路２２，同軸ケーブル２４及びバルン（平衡不平衡
変換回路）２６からなる第１の伝送系２０と、チューニ
ング／マッチング回路３２，同軸ケーブル３４及びバル
ン（平衡不平衡変換回路）３６からなる第２の伝送系３
０と、中和回路４０と、第１のプリアンプ５０と、第２
のプリアンプ６０と、９０°ハイブリッド・コンバイナ
７０とからなる。９０°ハイブリッド・コンバイナ７０
の出力たる表面コイル１２と鞍型コイル１４との合成出
力は、図示しない直交検波器に導かれる。As a conventional example of this type of receiving system, there is known a system shown in FIG. As shown in FIG. 12, the conventional receiving system has a surface coil 12
And a QD coil unit 10 having a configuration in which a saddle type coil 14 as a volume coil is combined, a first transmission system 20 including a tuning / matching circuit 22, a coaxial cable 24, and a balun (balance / unbalance conversion circuit) 26, Second transmission system 3 including tuning / matching circuit 32, coaxial cable 34, and balun (balance / unbalance conversion circuit) 36
0, the neutralization circuit 40, the first preamplifier 50, the second
And a 90 ° hybrid combiner 70. 90 ° hybrid combiner 70
The combined output of the surface coil 12 and the saddle-shaped coil 14, which is the output of the, is guided to a quadrature detector (not shown).
【０００４】図１２の構成の下で、表面コイル１２の出
力のＳ／Ｎと、鞍型コイル１４の出力のＳ／Ｎと、合成
出力のＳ／Ｎとは、図１３のように示される。ここで、
ｘ軸は、表面コイル１２の面を起点とした深さ方向の距
離を示している。図１３より、合成出力は、ｘのある範
囲に限っては表面コイル１２及び鞍型コイル１４のいず
れよりも高いＳ／Ｎを示すことが分かる。Under the configuration of FIG. 12, the S / N of the output of the surface coil 12, the S / N of the output of the saddle coil 14, and the S / N of the combined output are shown in FIG. .. here,
The x-axis indicates the distance in the depth direction with the surface of the surface coil 12 as the starting point. From FIG. 13, it can be seen that the combined output exhibits a higher S / N than either the surface coil 12 or the saddle coil 14 within a certain range of x.
【０００５】[0005]
【発明が解決しようとする課題】上述したように、図１
２に示すシステムにおいては、被検体の表層領域におい
ては表面コイル１２の方が合成出力よりも高いＳ／Ｎを
示し、深層領域では鞍型コイル１４の方が合成出力より
も高いＳ／Ｎを示しており、中層領域に限り合成出力は
表面コイル１２及び鞍型コイル１４よりも高いＳ／Ｎを
示している。しかも、表面コイル１２の欠点である大き
な不均一性も殆ど解消されていないものである。As described above, FIG.
In the system shown in FIG. 2, the surface coil 12 has a higher S / N ratio than the combined output in the surface region of the subject, and the saddle coil 14 has a higher S / N ratio than the combined output in the deep region. As shown, the composite output shows a higher S / N than the surface coil 12 and the saddle coil 14 only in the middle layer region. Moreover, the large non-uniformity, which is a drawback of the surface coil 12, has hardly been eliminated.
【０００６】そこで本発明の目的は、被検体の表層、中
層、深層のうちの所望の領域について高Ｓ／Ｎにて信号
検出を可能としたＭＲＩ装置の受信システムを提供する
ことにある。An object of the present invention is to provide a receiving system of an MRI apparatus capable of detecting a signal with a high S / N in a desired region among the surface layer, the middle layer and the deep layer of a subject.
【０００７】[0007]
【課題を解決するための手段】本発明は上記課題を解決
するために次のような構成としている。すなわち、本発
明のＭＲＩ装置の受信システムは、感度特性の異なる少
なくとも２つのコイル要素を有するクワドラチャーコイ
ル部と、前記クワドラチャーコイル部の一のコイル要素
の受信出力を伝送する第１の伝送系と、前記クワドラチ
ャーコイル部の他のコイル要素の受信出力を伝送する第
２の伝送系と、前記第１の伝送系の伝送出力の大きさを
調整する第１の調整手段と、前記第２の伝送系の伝送出
力の大きさを調整する第２の調整手段と、The present invention has the following constitution in order to solve the above problems. That is, the receiving system of the MRI apparatus of the present invention includes a quadrature coil section having at least two coil elements having different sensitivity characteristics, and a first transmission system for transmitting a reception output of one coil element of the quadrature coil section. A second transmission system for transmitting the reception output of the other coil element of the quadrature coil unit, a first adjustment means for adjusting the magnitude of the transmission output of the first transmission system, and the second Second adjusting means for adjusting the magnitude of the transmission output of the transmission system of
【０００８】前記第１の調整手段及び前記第２の調整手
段の調整量を制御する制御手段と、前記第１の調整手段
の出力と前記第２の調整手段の出力とを９０°位相差を
持たせて加算する加算手段と、を具備してなる。A control means for controlling the adjustment amounts of the first adjusting means and the second adjusting means, and a 90 ° phase difference between the output of the first adjusting means and the output of the second adjusting means. And adding means for adding and holding.
【０００９】また、前記クワドラチャーコイル部は、少
なくとも一つのボリュームコイルを含んでなるか、又
は、略同一平面に配置された実行的に２つのコイル要素
からなるものである。Further, the quadrature coil section includes at least one volume coil or is effectively composed of two coil elements arranged substantially in the same plane.
【００１０】[0010]
【作用】上記の如き構成であると次のように作用する。
すなわち、本発明によると、制御手段を操作することに
より所望に応じて第１の調整手段又は第２の調整手段を
調整して一のコイル要素又は他のコイル要素からの出力
特性を高めることができる。これにより、クワドラチャ
ーコイル部における感度特性の異なる少なくとも２つの
コイル要素を一体又は単独にて活用することができる。With the above-mentioned structure, the following operations are performed.
That is, according to the present invention, by operating the control means, the first adjusting means or the second adjusting means can be adjusted as desired to enhance the output characteristic from one coil element or another coil element. it can. As a result, at least two coil elements having different sensitivity characteristics in the quadrature coil section can be utilized integrally or independently.
【００１１】例えば、両系のゲイン配分を変更すること
により、表層領域では表面コイルだけよりさらにＳ／Ｎ
を上げるようにもできるし、深層領域で鞍型コイルより
Ｓ／Ｎを上げることができるようにもできる。前者とし
た場合、全領域で表面コイルよりＳ／Ｎが良く、後者と
した場合、全領域で鞍型コイルよりＳ／Ｎが良い結果を
得ることができる。For example, by changing the gain distribution of both systems, the S / N ratio is further increased in the surface layer area than in the surface coil alone.
It is also possible to increase the S / N ratio of the saddle type coil in the deep region. In the former case, the S / N ratio is better than that of the surface coil in the entire region, and in the latter case, the S / N ratio is better than that of the saddle coil in the entire region.
【００１２】[0012]
【実施例】以下、本発明の実施例を図面を参照して説明
する。先ず、図１を参照して、本発明の受信システムに
おけるＱＤコイル部の第１例を説明する。なお、図６に
て第２例を示し、図８にて第３例を示している。図１に
示すように、本実施例のＱＤコイル部１０は、表面コイ
ル１２とボリュームコイルとしての鞍型コイル１４とを
組合せた構成である。Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings. First, with reference to FIG. 1, a first example of the QD coil unit in the receiving system of the present invention will be described. Note that FIG. 6 shows a second example, and FIG. 8 shows a third example. As shown in FIG. 1, the QD coil unit 10 of the present embodiment has a structure in which a surface coil 12 and a saddle coil 14 as a volume coil are combined.
【００１３】このＱＤコイル部１０は、送信コイルとし
て、又は受信コイルとして機能させることができるが、
本例では、もっぱら受信コイルとして機能させるものと
して考える。従って、図示しないＭＲＩ装置のガントリ
内には、送信コイルとして機能させるもう一つのＲＦコ
イルが配置されている。勿論、ＭＲＩ装置のガントリ内
には、静磁場磁石、傾斜磁場コイルが配置されている。
このもう一つのＲＦコイルは、送信コイルとして機能さ
せることができる他、受信コイルとしても動作させ得る
ことは勿論である。The QD coil unit 10 can function as a transmission coil or a reception coil.
In this example, it is considered that the coil functions exclusively as a receiving coil. Therefore, another RF coil that functions as a transmission coil is arranged in the gantry of the MRI apparatus (not shown). Of course, a static magnetic field magnet and a gradient magnetic field coil are arranged in the gantry of the MRI apparatus.
This other RF coil can function not only as a transmission coil but also as a reception coil.
【００１４】ＱＤコイル部１０における表面コイル１２
は、１本の導体を、一つの平面上にて略四角状ループに
形成してなり、当該平面は、図示のようにｙ−ｚ軸面に
平行になるように配置される。この配置により、表面コ
イル１２は、ｘ軸方向に高感度特性を発揮する。なお、
静磁場磁石による静磁場は、Ｚ軸方向に発生されてい
る。Surface coil 12 in QD coil section 10
Is formed by forming one conductor into a substantially rectangular loop on one plane, and the plane is arranged so as to be parallel to the yz axis plane as shown in the drawing. With this arrangement, the surface coil 12 exhibits high sensitivity characteristics in the x-axis direction. In addition,
The static magnetic field generated by the static magnetic field magnet is generated in the Z-axis direction.
【００１５】また、表面コイル１２は、信号取出し端子
１２Ａ，１２Ｂを有する。表面コイル１２のループ中に
は、トラップ回路１６が介挿されている。このトラップ
回路１６は、図示しないもう一つのＲＦコイルとカップ
リングが起きないように設けている。トラップ回路１６
は、鞍型コイル１４にも２つ設けられている。トラップ
回路１６は、一般に、交差ダイオード１６Ａ、コンデン
サ１６Ｂ、インダクタ１６Ｃからなる並列共振回路であ
る。The surface coil 12 also has signal output terminals 12A and 12B. A trap circuit 16 is inserted in the loop of the surface coil 12. The trap circuit 16 is provided so as not to couple with another RF coil (not shown). Trap circuit 16
Two saddle type coils 14 are also provided. The trap circuit 16 is generally a parallel resonant circuit including a cross diode 16A, a capacitor 16B, and an inductor 16C.
【００１６】ＱＤコイル部１０における鞍型コイル１４
は、１本の導体を、隔間した２つの平面上にて２つの略
四角状ループに形成してなり、両略四角状ループ間には
渡り部が形成されている。また、当該２つの平面は、互
いに略平行であって、しかも図示のようにｚ−ｘ軸面に
平行になるように配置される。この配置により、表面コ
イル１４は、ｙ軸方向に高感度特性を発揮する。また、
鞍型コイル１４は、渡り部に信号取出し端子１４Ａ，１
４Ｂを有する。鞍型コイル１４の第１のループ１４−１
及び第２のループ１４−２中にはそれぞれトラップ回路
１６及びコンデンサ１８が介挿されている。このコンデ
ンサ１８は、当該鞍型コイル１４と傾斜磁場コイルとの
電磁結合を避けるため、つまり低周波信号をしゃ断する
ためのものである。The saddle type coil 14 in the QD coil section 10
Is formed by forming one conductor into two substantially quadrangular loops on two separated planes, and a crossover portion is formed between the both quadrangular loops. Further, the two planes are arranged so as to be substantially parallel to each other and, as shown in the figure, parallel to the zx axis plane. With this arrangement, the surface coil 14 exhibits high sensitivity characteristics in the y-axis direction. Also,
The saddle type coil 14 is provided with signal output terminals 14A, 1 at the connecting portion.
With 4B. First loop 14-1 of saddle coil 14
A trap circuit 16 and a capacitor 18 are inserted in the second loop 14-2 and the second loop 14-2, respectively. The capacitor 18 is for avoiding electromagnetic coupling between the saddle type coil 14 and the gradient magnetic field coil, that is, for cutting off a low frequency signal.
【００１７】ＱＤコイル部１０の全体と、表面コイル１
２と鞍型コイル１４との配置関係とは、図２及び図３の
ように示される。すなわち、ＱＤコイル部１０は、図１
に示す導体等からなる表面コイル１２及び鞍型コイル１
４と若干の回路とを、図３に示すように、断面略Ｃ形状
の樹脂容器１０Ａ内に収容してなる。容器１０Ａの上面
部には表面コイル１２が収容され、両側面部には鞍型コ
イル１４が収容されている。上面部と両側面部とにより
形成される空間には、図示しない被検体が配置される。
容器１０Ａには、操作者が手で把持する部分である把持
部１０Ｂが形成されている。The entire QD coil section 10 and the surface coil 1
The positional relationship between 2 and the saddle coil 14 is shown in FIGS. 2 and 3. That is, the QD coil unit 10 is shown in FIG.
Surface coil 12 and saddle coil 1 made of conductors shown in FIG.
4, and some circuits are housed in a resin container 10A having a substantially C-shaped cross section, as shown in FIG. The surface coil 12 is housed on the upper surface of the container 10A, and the saddle type coils 14 are housed on both side surfaces. A subject (not shown) is placed in the space formed by the upper surface portion and the side surface portions.
The container 10A is formed with a grip portion 10B that is a portion that an operator grips with a hand.
【００１８】この把持部１０Ｂ内には、後述するチュー
ニング／マッチング回路２２，３２、バルン（平衡不平
行変換回路）２６，３６、中和回路４０が配置されてい
る。また、この把持部１０Ｂから、ケーブル１０Ｃが導
出されている。このケーブル１０Ｃは、後述するよう
に、２つのケーブル２４，３４を束ねたものである。Tuning / matching circuits 22 and 32, baluns (balanced-parallelism conversion circuits) 26 and 36, and a neutralization circuit 40, which will be described later, are arranged in the grip portion 10B. Further, the cable 10C is led out from the grip portion 10B. The cable 10C is a bundle of two cables 24 and 34, which will be described later.
【００１９】一方、図４に示すように、ＱＤコイル部１
０における表面コイル１２の信号取出し端子１２Ａ，１
２Ｂには、チューニング／マッチング回路２２，同軸ケ
ーブル２４及びバルン（平衡不平衡変換回路）２６から
なる第１の伝送系２０の一方の端子２０Ａ，２０Ｂが接
続され、また鞍型コイル１４の信号取出し端子１４Ａ，
１４Ｂには、チューニング／マッチング回路３２，同軸
ケーブル３４及びバルン（平衡不平衡変換回路）３６か
らなる第２の伝送系３０の一方の端子３０Ａ，３０Ｂが
接続され、さらに信号取出し端子１２Ａ，１２Ｂと信号
取出し端子１４Ａ，１４Ｂとの間には中和回路４０が接
続されている。On the other hand, as shown in FIG. 4, the QD coil unit 1
Signal extraction terminals 12A, 1 of the surface coil 12 at 0
2B is connected to one terminal 20A, 20B of the first transmission system 20 including a tuning / matching circuit 22, a coaxial cable 24, and a balun (balance / unbalance conversion circuit) 26, and a signal output from the saddle coil 14 is taken out. Terminal 14A,
14B is connected to one of the terminals 30A and 30B of the second transmission system 30 including the tuning / matching circuit 32, the coaxial cable 34, and the balun (balance / unbalance conversion circuit) 36, and further to the signal extraction terminals 12A and 12B. A neutralization circuit 40 is connected between the signal output terminals 14A and 14B.
【００２０】チューニング／マッチング回路２２，３２
のそれぞれの一例は、固定コンデンサ２２Ａ，３２Ａ
と、チューニング用可変コンデンサ２２Ｂ，３２Ｂと、
マッチング用可変コンデンサ２２Ｃ，３２Ｃとからな
る。同軸ケーブル２４，３４のシールド側は接地されて
いる。中和回路４０の一例は、４つの固定コンデンサ４
０Ａ，４０Ｂ，４０Ｃ，４０Ｄと、一つの可変コンデン
サ４０Ｅとからなる。Tuning / matching circuits 22, 32
Of the fixed capacitors 22A and 32A, respectively.
And tuning variable capacitors 22B and 32B,
It is composed of matching variable capacitors 22C and 32C. The shield sides of the coaxial cables 24 and 34 are grounded. An example of the neutralization circuit 40 is four fixed capacitors 4
0A, 40B, 40C, 40D and one variable capacitor 40E.
【００２１】第１の伝送系２０の他方の端子には、第１
のプリアンプ５０の入力端子が接続されている。第２の
伝送系３０の他方の端子には、第２のプリアンプ６０の
入力端子が接続されている。第１のプリアンプ５０及び
第２のプリアンプ６０の利得量は同じである。The other terminal of the first transmission system 20 has a first terminal
The input terminal of the preamplifier 50 is connected. The input terminal of the second preamplifier 60 is connected to the other terminal of the second transmission system 30. The gain amounts of the first preamplifier 50 and the second preamplifier 60 are the same.
【００２２】第１のプリアンプ５０の出力端子は、第１
のプログラマブル・ゲイン・アンプ（ＰＧＡ）８０の入
力端子が接続され、第２のプリアンプ６０の出力端子
は、第２のプログラマブル・ゲイン・アンプ（ＰＧＡ）
９０の入力端子が接続されている。第１のプログラマブ
ル・ゲイン・アンプ（ＰＧＡ）８０と第２のプログラマ
ブル・ゲイン・アンプ（ＰＧＡ）９０とは、ゲインコン
トローラ１００により個別にゲイン量が調整され得る。The output terminal of the first preamplifier 50 is the first
Input terminal of the programmable gain amplifier (PGA) 80 of the second preamplifier 60 is connected to the output terminal of the second preamplifier 60 of the second programmable gain amplifier (PGA).
90 input terminals are connected. The gain amounts of the first programmable gain amplifier (PGA) 80 and the second programmable gain amplifier (PGA) 90 can be individually adjusted by the gain controller 100.
【００２３】ゲインコントローラ１００は、ゲイン切換
器１００Ａを持ち、このゲイン切換器１００Ａを切換え
操作することにより、第１のプログラマブル・ゲイン・
アンプ（ＰＧＡ）８０のゲインと、第２のプログラマブ
ル・ゲイン・アンプ（ＰＧＡ）９０のゲインとを別個に
調整する。ゲイン切換器１００Ａは、例えば、表層領域
対応側と深層領域対応側とのいずれかに設定し得る。The gain controller 100 has a gain switching device 100A, and by switching the gain switching device 100A, a first programmable gain
The gain of the amplifier (PGA) 80 and the gain of the second programmable gain amplifier (PGA) 90 are adjusted separately. The gain switch 100A can be set, for example, on either the surface layer corresponding side or the deep layer corresponding side.
【００２４】被検体の表層領域について適切画像を得る
べくゲイン切換器１００Ａを表層領域対応側に設定する
と、鞍型コイル１４に接続される第２のプログラマブル
・ゲイン・アンプ（ＰＧＡ）９０のゲインを、表面コイ
ル１２に接続される第１のプログラマブル・ゲイン・ア
ンプ（ＰＧＡ）８０のゲインよりも大きくするように、
ゲインコントローラ１００は、第１のプログラマブル・
ゲイン・アンプ（ＰＧＡ）８０及び第２のプログラマブ
ル・ゲイン・アンプ（ＰＧＡ）９０それぞれに指令を出
す。When the gain switch 100A is set on the surface layer corresponding side in order to obtain an appropriate image of the surface layer region of the subject, the gain of the second programmable gain amplifier (PGA) 90 connected to the saddle type coil 14 is changed. , So as to be larger than the gain of the first programmable gain amplifier (PGA) 80 connected to the surface coil 12.
The gain controller 100 is a first programmable
A command is issued to each of the gain amplifier (PGA) 80 and the second programmable gain amplifier (PGA) 90.
【００２５】一方、被検体の深層領域について適切画像
を得るべくゲイン切換器１００Ａを深層領域対応側に設
定すると、表面コイル１２に接続される第１のプログラ
マブル・ゲイン・アンプ（ＰＧＡ）８０のゲインを、第
２のプログラマブル・ゲイン・アンプ（ＰＧＡ）９０よ
りも大きくするように、ゲインコントローラ１００は、
第１のプログラマブル・ゲイン・アンプ（ＰＧＡ）８０
及び第２のプログラマブル・ゲイン・アンプ（ＰＧＡ）
９０それぞれに指令を出す。On the other hand, when the gain switch 100A is set to the deep region corresponding side in order to obtain an appropriate image of the deep region of the subject, the gain of the first programmable gain amplifier (PGA) 80 connected to the surface coil 12 is set. To be larger than the second programmable gain amplifier (PGA) 90, the gain controller 100
First programmable gain amplifier (PGA) 80
And a second programmable gain amplifier (PGA)
90 issues a command to each.
【００２６】第１のプログラマブル・ゲイン・アンプ
（ＰＧＡ）８０の出力端子と第２のプログラマブル・ゲ
イン・アンプ（ＰＧＡ）９０の出力端子とは、９０°ハ
イブリッド・コンバイナ７０の入力端子に接続されてい
る。この９０°ハイブリッド・コンバイナ７０の出力た
る表面コイル１２と鞍型コイル１４との合成出力は、図
示しない直交検波器に導かれる。The output terminal of the first programmable gain amplifier (PGA) 80 and the output terminal of the second programmable gain amplifier (PGA) 90 are connected to the input terminal of the 90 ° hybrid combiner 70. There is. The combined output of the surface coil 12 and the saddle type coil 14, which is the output of the 90 ° hybrid combiner 70, is guided to a quadrature detector (not shown).
【００２７】以上のように構成された本実施例の作用を
図４を参照して説明する。すなわち、ゲインコントロー
ラ１００のゲイン切換器１００Ａを操作することによ
り、第１のプログラマブル・ゲイン・アンプ（ＰＧＡ）
８０のゲイン量と第２のプログラマブル・ゲイン・アン
プ（ＰＧＡ）９０のゲイン量とを個別に調整し得る。The operation of this embodiment configured as described above will be described with reference to FIG. That is, by operating the gain switch 100A of the gain controller 100, the first programmable gain amplifier (PGA)
The gain amount of 80 and the gain amount of the second programmable gain amplifier (PGA) 90 can be individually adjusted.
【００２８】従って、ゲイン切換器１００Ａを表層領域
対応側に設定することにより、表層領域においては、表
面コイル１２単独の場合よりも高Ｓ／Ｎの画像を得るこ
とができる。つまり、表層、中層、深層の全領域におい
て、表面コイル１２単独の場合よりも高Ｓ／Ｎの画像を
得ることができる。Therefore, by setting the gain switcher 100A on the side corresponding to the surface layer area, an image with a higher S / N can be obtained in the surface layer area than in the case of the surface coil 12 alone. That is, it is possible to obtain an image with a higher S / N than in the case of the surface coil 12 alone in the entire region of the surface layer, the middle layer, and the deep layer.
【００２９】また、ゲイン切換器１００Ａを深層領域対
応側に設定することにより、深層領域においては、鞍型
コイル１４単独の場合よりも高Ｓ／Ｎの画像を得ること
ができる。つまり、表層、中層、深層の全領域におい
て、鞍型コイル１４単独の場合よりも高Ｓ／Ｎの画像を
得ることができる。Further, by setting the gain switcher 100A on the side corresponding to the deep region, a higher S / N image can be obtained in the deep region than in the case of the saddle coil 14 alone. That is, it is possible to obtain an image with a higher S / N than in the case of the saddle coil 14 alone in the entire surface layer, the middle layer, and the deep region.
【００３０】次に、上述した作用が得られる理由を詳細
に説明する。表面コイル１２のＳ／Ｎは、ｘ軸方向に対
してｘの１．５乗に逆比例して小さくなっている。例え
ば、図１に示すＱＤコイル部１０や伝送系に含まれるコ
インデンサ群の値を適切に調整すれば、第１のプログラ
マブル・ゲイン・アンプ（ＰＧＡ）８０及び第２のプロ
グラマブル・ゲイン・アンプ（ＰＧＡ）９０から見て信
号源インピーダンスを５０Ω等のケーブルインピーダン
スに同じくすることは周知であり、且つ多用されてい
る。この場合、第１のプログラマブル・ゲイン・アンプ
（ＰＧＡ）８０及び第２のプログラマブル・ゲイン・ア
ンプ（ＰＧＡ）９０が受ける信号をＳａ，Ｓｂと記述す
ならば、当該Ｓａ，Ｓｂは、ｘの関数として表される。
また、第１のプログラマブル・ゲイン・アンプ（ＰＧ
Ａ）８０の受ける雑音値Ｎａは、信号源インピーダンス
で定まる一定値Ｎとなる。Next, the reason why the above-mentioned operation is obtained will be described in detail. The S / N ratio of the surface coil 12 decreases in inverse proportion to the 1.5th power of x with respect to the x-axis direction. For example, if the values of the QD coil unit 10 shown in FIG. 1 and the coin condenser group included in the transmission system are appropriately adjusted, the first programmable gain amplifier (PGA) 80 and the second programmable gain amplifier (PGA) will be described. It is well known and widely used to make the signal source impedance the same as the cable impedance such as 50Ω when viewed from 90). In this case, if the signals received by the first programmable gain amplifier (PGA) 80 and the second programmable gain amplifier (PGA) 90 are described as Sa and Sb, the Sa and Sb are functions of x. Expressed as
Also, the first programmable gain amplifier (PG
A) The noise value Na received by 80 is a constant value N determined by the signal source impedance.
【００３１】鞍型コイル１４についても上述と同様に、
インピーダンスを調整することにより、第２のプログラ
マブル・ゲイン・アンプ（ＰＧＡ）９０の受ける雑音値
Ｎｂは、表面コイル１２の場合と同じ信号源インピーダ
ンスで定まる一定値Ｎとなり得る。さらに、鞍型コイル
１４の寸法や間隔を適切に設定することにより、信号感
度はあまり位置に依存しないで略一定値となる。The saddle type coil 14 is also similar to the above.
By adjusting the impedance, the noise value Nb received by the second programmable gain amplifier (PGA) 90 can be a constant value N determined by the same signal source impedance as in the case of the surface coil 12. Further, by appropriately setting the size and the interval of the saddle type coil 14, the signal sensitivity becomes substantially constant without depending on the position.
【００３２】ここで、表面コイル１２からの信号Ｓａ，
その雑音Ｎに対して、第１のプログラマブル・ゲイン・
アンプ（ＰＧＡ）８０によりゲインＧａを乗じ、また鞍
型コイル１４からの信号Ｓｂ，その雑音Ｎに対して、第
２のプログラマブル・ゲイン・アンプ（ＰＧＡ）９０に
よりゲインＧｂを乗じた上で、いずれかの信号の位相を
９０°ハイブリッド・コンバイナ７０により９０°ずら
して加算すると、その加算出力Ｓｏ，Ｎｏは次のように
なる。 Ｓｏ＝Ｓａ・Ｇａ＋Ｓｂ・ＧｂHere, the signal Sa from the surface coil 12
For that noise N, the first programmable gain
The gain (Ga) is multiplied by the amplifier (PGA) 80, and the signal Sb from the saddle coil 14 and its noise N are multiplied by the gain Gb by the second programmable gain amplifier (PGA) 90. When the phases of these signals are shifted by 90 ° by the hybrid combiner 70 and added, the addition outputs So and No are as follows. So = Sa ・ Ga + Sb ・ Gb
【００３３】ここに、信号検出時に回転磁化に対する応
答が表面コイル１２と鞍型コイル１４とではその配置関
係により９０°ずれることになり、これをちょうど補償
するような位相ずれを９０°ハイブリッド・コンバイナ
７０により加えたため、Ｓｏの振幅は、加算的となる。 Ｎｏ＝（（Ｎａ・Ｇａ）2 ＋（Ｎｂ・Ｇｂ）2 ）1/2 ここで、表面コイル１２からの雑音値Ｎａと鞍型コイル
１４からの雑音値Ｎｂとは無関係だから、このようなベ
クトル和となる。従って、９０°ハイブリッド・コンバ
イナ７０の出力の信号雑音比Ｓｏ／Ｎｏは次のようにな
る。 Ｓｏ／Ｎｏ ＝（Ｓａ・Ｇａ＋Ｓｂ・Ｇｂ）／（（Ｎａ・Ｇａ）2 ＋（Ｎｂ・Ｇｂ）2 ）1/2 上記式を分析すれば、次のような結果が得られる。すな
わち、Ｓａ＝Ｓｂのときには、Ｓｏ／Ｎｏは、Ｇａ＝Ｇ
ｂで最大値となり、Ｓｏ／Ｎｏ＝（２1/2 ＋１）×Ｓａ
＝１．４１×Ｓａとなる。また、Ｇａ＝Ｇｂのときに
は、At the time of signal detection, the response to the rotational magnetization is 90 ° shifted between the surface coil 12 and the saddle type coil 14 due to their positional relationship, and a 90 ° hybrid combiner for a phase shift just compensating for this. Since it is added by 70, the amplitude of So is additive. No = ((Na · Ga) 2 + (Nb / Gb) 2 ) 1/2 Here, since the noise value Na from the surface coil 12 and the noise value Nb from the saddle coil 14 are unrelated, such a vector sum is obtained. Therefore, the signal-noise ratio So / No of the output of the 90 ° hybrid combiner 70 is as follows. So / No = (Sa · Ga + Sb · Gb) / ((Na · Ga) 2 + (Nb / Gb) 2 ) 1/2 By analyzing the above equation, the following result is obtained. That is, when Sa = Sb, So / No is Ga = G
It becomes the maximum value at b, and So / No = (2 1/2 +1) × Sa
= 1.41 × Sa. When Ga = Gb,
【００３４】Ｓａ＞（２1/2 −１）×Ｓｂ＝０．４１×
Ｓｂならば、Ｓｏ／Ｎｏは、Ｓｂよりも小さくなる。こ
れらを図示したのが、先に示した図１３に示す如き合成
出力のＳ／Ｎである。Sa> (2 1/2 -1) x Sb = 0.41 x
If Sb, So / No is smaller than Sb. These are shown as the S / N of the composite output as shown in FIG. 13 described above.
【００３５】上記の式をさらに分析する。すなわち、所
定点にあっては、所定のＳａと所定のＳｂとは、その位
置関係に応じて定まる。しかし、その位置で最大のＳｏ
／Ｎｏを得るためにはＧｂ／Ｇａ＝Ｓｂ／Ｓａの条件が
成立したときである。The above equation will be further analyzed. That is, at a predetermined point, the predetermined Sa and the predetermined Sb are determined according to their positional relationship. However, the maximum So at that position
In order to obtain / No, the condition of Gb / Ga = Sb / Sa is satisfied.
【００３６】従って、例えば、深い部分（ｘが大きい値
の場合）では、鞍型コイル１４のＳ／Ｎが望まれるのだ
から、鞍型コイル１４のためのＰＧＡ９０のゲインＧｂ
を、表面コイル１２の為のＰＧＡ８０のゲインＧａより
大きくすることが好ましい。このとき、ｘに応じたＳｏ
／Ｎｏの変化は、図１３に代えて図５の如くなる。図５
によると、浅い部分（ｘが小さい値の場合）の感度も異
常に高すぎず、観察容易な見易い画像となる。Therefore, for example, in the deep portion (when x has a large value), the S / N of the saddle coil 14 is desired, so the gain Gb of the PGA 90 for the saddle coil 14 is required.
Is preferably larger than the gain Ga of the PGA 80 for the surface coil 12. At this time, So according to x
The change in / No is as shown in FIG. 5 instead of FIG. Figure 5
According to the above, the sensitivity of the shallow part (when x is a small value) is not too high, and the image is easy to view and easy to see.
【００３７】上記の例は、表面コイル１２と、ボリュー
ムコイルである鞍型コイル１４とを用いたＱＤコイル部
１０であったが、図６に示すように、ボリュームコイル
であるソレノイド・コイル１２´と、当該ソレノイド・
コイル１２´を囲むように配置されるボリュームコイル
である鞍型コイル１４´とを用いたＱＤコイル部１０´
でもよい。被検体は、ソレノイド・コイル１２´内に配
置される。図６においては、図１〜図４と同一部分には
同一符号を付し、説明を省略する。The above example is the QD coil portion 10 using the surface coil 12 and the saddle type coil 14 which is a volume coil. However, as shown in FIG. 6, the solenoid coil 12 'which is a volume coil is used. And the solenoid
QD coil unit 10 'using a saddle type coil 14' which is a volume coil arranged so as to surround the coil 12 '
But it's okay. The subject is placed within the solenoid coil 12 '. 6, the same parts as those in FIGS. 1 to 4 are designated by the same reference numerals, and the description thereof will be omitted.
【００３８】一般に、ソレノイド・コイルの方が鞍型コ
イルよりもＳ／Ｎが優れているといわれているが、鞍型
コイルを２つ組合わせたＱＤコイルよりはＳ／Ｎは劣
る。しかし、鞍型コイルを２つ組合わせるような構成
は、静磁場の向きによっては、励起やＭＲ信号の受信が
できない場合があり、実用には適さない。これは、静磁
場とＲＦ磁場とは直交しなければならないことに基づい
ている。It is generally said that the solenoid coil is superior in S / N to the saddle type coil, but the S / N is inferior to the QD coil in which two saddle type coils are combined. However, a structure in which two saddle coils are combined is not suitable for practical use, because excitation or MR signal reception may not be possible depending on the direction of the static magnetic field. This is based on the fact that the static magnetic field and the RF magnetic field must be orthogonal.
【００３９】そこで、本実施例は、鞍型コイル１２´と
ソレノイド・コイル１４´のような異種のボリュームコ
イルを組合せることにより、Ｓ／Ｎの向上を図るように
しているのであるが、この構成は、異種のボリュームコ
イルを組合せているが故に、両者のＳ／Ｎは一対一程度
ではなく、それから大きくずれているのが普通である。
よって、図６の構成では、両コイル１２´，１４´に接
続される図１に示すＰＧＡ８０，９０の増幅率の比が両
コイル１２´，１４´が単独の場合のＳ／Ｎ比と同じく
なるようにしている。両コイル１２´，１４´がボリュ
ームコイルである故に、位置依存性は殆ど無いので、常
時、このような増幅率比に設定しておくことができる。Therefore, in this embodiment, the S / N is improved by combining the saddle type coil 12 'and the different type volume coils such as the solenoid coil 14'. Since the structure uses different types of volume coils in combination, the S / N ratios of the two are not approximately one-to-one, but are usually greatly deviated from that.
Therefore, in the configuration of FIG. 6, the amplification factor ratio of the PGAs 80 and 90 shown in FIG. 1 connected to both coils 12 ′ and 14 ′ is the same as the S / N ratio when both coils 12 ′ and 14 ′ are independent. I am trying to. Since both coils 12 'and 14' are volume coils, there is almost no position dependency, and thus it is possible to always set such an amplification factor ratio.
【００４０】上記の例では、プログラマブル・ゲイン・
アンプ（ＰＧＡ）を用い両コイルからの２つの信号の増
幅度を個々に調整したが、これは別の方式で構成しても
よい。すなわち、図７は、図４における第１のプログラ
マブル・ゲイン・アンプ（ＰＧＡ）８０及び第２のプロ
グラマブル・ゲイン・アンプ（ＰＧＡ）９０に代えて、
第１の可変減衰器（ＡＴＴ）１１０及び第２の可変減衰
器（ＡＴＴ）１２０を設けている。これら第１の可変減
衰器（ＡＴＴ）１１０及び第２の可変減衰器（ＡＴＴ）
１２０は、減衰量コントローラ１３０により指令を受
け、両コイルからの２つの信号の減衰量を個々に調整す
ることにより、図１〜図４に示す構成と同等の作用を得
ることができる。In the above example, the programmable gain
Although the amplification degree of the two signals from both coils was individually adjusted using the amplifier (PGA), this may be configured by another method. That is, in FIG. 7, instead of the first programmable gain amplifier (PGA) 80 and the second programmable gain amplifier (PGA) 90 in FIG.
A first variable attenuator (ATT) 110 and a second variable attenuator (ATT) 120 are provided. The first variable attenuator (ATT) 110 and the second variable attenuator (ATT)
The 120 receives a command from the attenuation controller 130, and individually adjusts the attenuations of the two signals from both coils, so that an operation equivalent to that of the configuration shown in FIGS. 1 to 4 can be obtained.
【００４１】上記のいずれの例では、９０°ハイブリッ
ド・コンバイナ７０を用い両コイルからの２つの信号を
９０°位相差を持って加算したが、これは別の方式で構
成してもよい。すなわち、両コイルの出力各々を検波し
て、コンピュータのメモリ上にデータ収集し、当該コン
ピュータにより数学的に両データに対して重み付けを
し、位相シフトをし、加算するようにしてもよい。In any of the above examples, the 90 ° hybrid combiner 70 is used to add the two signals from both coils with a 90 ° phase difference, but this may be configured by another method. That is, the outputs of both coils may be detected, data may be collected in a memory of a computer, and the data may be mathematically weighted by the computer, phase-shifted, and added.
【００４２】次に、本発明の受信システムの他の例を図
８〜図１１を参照して説明する。図８〜図１１において
は、図１〜図７と同一部分には同一符号を付してその説
明は省略する。図８に示すＱＤコイル部３００は、ルー
プ導体３００Ａと、このループ導体３００Ａ内に介挿さ
れたセンタ導体３００Ｂとからなる。Next, another example of the receiving system of the present invention will be described with reference to FIGS. 8 to 11, the same parts as those in FIGS. 1 to 7 are designated by the same reference numerals and the description thereof will be omitted. The QD coil section 300 shown in FIG. 8 includes a loop conductor 300A and a center conductor 300B inserted in the loop conductor 300A.
【００４３】ＱＤコイル部３００には、端子３３０，３
３２，３３４，３３６を設けている。端子３３０，３３
２には、図４における第１の伝送系２０が接続されてい
る。端子３３２，３３４には、図４における第２の伝送
系３０と同じ第２の伝送系３０Ａが接続され、また端子
３３２，３３６には、図４における第２の伝送系３０と
同じ第３の伝送系３０Ｂが接続されている。The QD coil section 300 has terminals 330, 3
32, 334, 336 are provided. Terminals 330, 33
The first transmission system 20 in FIG. 4 is connected to the line 2. A second transmission system 30A, which is the same as the second transmission system 30 in FIG. 4, is connected to the terminals 332 and 334, and a third transmission system 30A, which is the same as the second transmission system 30 in FIG. 4, is connected to the terminals 332 and 336. The transmission system 30B is connected.
【００４４】第２の伝送系３０Ａの出力と、第３の伝送
系３０Ｂの出力を１８０°移相器６２により１８０°移
相した出力とは、ミキサ６４により合成され、図４にお
ける第２の伝送系３０の出力と同じ出力となる。そし
て、第１の伝送系２０の出力と、第２，第３の伝送系３
０Ａ，３０Ｂと合成出力とは、個々にＰＧＡ８０，９０
によりゲイン調整される。これは、図１〜図４に示す例
と同じである。The output of the second transmission system 30A and the output obtained by shifting the output of the third transmission system 30B by 180 ° by the 180 ° phase shifter 62 are combined by the mixer 64 and the second output in FIG. The output is the same as the output of the transmission system 30. Then, the output of the first transmission system 20 and the second and third transmission systems 3
0A and 30B and the combined output are PGA80 and 90, respectively.
The gain is adjusted by. This is the same as the example shown in FIGS.
【００４５】また、ＱＤコイル部３００は、図９に示す
ように電流ループ３１０，３１２を形成するデ並列モー
ドと、図１０に示すように電流ループ３１４を形成する
並列モードとが構成されることになる。これらは、一つ
のＱＤコイル部３００でありながら、導体を共有して、
図９に示すコイルと、図１０に示すコイルとが存在して
いることになるから、ＱＤシステムを構成することにな
る。このようなＱＤコイル部３００は、脊椎等の体表近
傍を撮影対象とする場合に好適である。図１１の構成
は、図８におけるＰＧＡ８０，９０に代えて、図７の場
合と同様に、可変減衰器１１０，１２０を設けたもので
ある。本発明は上記実施例に限定されるものではなく、
本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施でき
るものである。Further, the QD coil section 300 has a deparallel mode in which current loops 310 and 312 are formed as shown in FIG. 9 and a parallel mode in which a current loop 314 is formed as shown in FIG. become. Although these are one QD coil unit 300, they share a conductor,
Since the coil shown in FIG. 9 and the coil shown in FIG. 10 are present, the QD system is configured. The QD coil unit 300 as described above is suitable when the vicinity of the body surface such as the spine is to be imaged. In the configuration of FIG. 11, variable attenuators 110 and 120 are provided instead of the PGAs 80 and 90 of FIG. 8 as in the case of FIG. 7. The present invention is not limited to the above embodiment,
The present invention can be variously modified and implemented without departing from the scope of the present invention.
【００４６】[0046]
【発明の効果】以上のように本発明のＭＲＩ装置の受信
システムは、感度特性の異なる少なくとも２つのコイル
要素を有するクワドラチャーコイル部と、前記クワドラ
チャーコイル部の一のコイル要素の受信出力を伝送する
第１の伝送系と、前記クワドラチャーコイル部の他のコ
イル要素の受信出力を伝送する第２の伝送系と、前記第
１の伝送系の伝送出力の大きさを調整する第１の調整手
段と、前記第２の伝送系の伝送出力の大きさを調整する
第２の調整手段と、As described above, the receiving system of the MRI apparatus of the present invention provides a quadrature coil section having at least two coil elements having different sensitivity characteristics and a reception output of one coil element of the quadrature coil section. A first transmission system for transmitting, a second transmission system for transmitting the reception output of the other coil element of the quadrature coil unit, and a first transmission system for adjusting the magnitude of the transmission output of the first transmission system. Adjusting means and second adjusting means for adjusting the magnitude of the transmission output of the second transmission system,
【００４７】前記第１の調整手段及び前記第２の調整手
段の調整量を制御する制御手段と、前記第１の調整手段
の出力と前記第２の調整手段の出力とを９０°位相差を
持たせて加算する加算手段と、を具備してなる。The control means for controlling the adjustment amounts of the first adjusting means and the second adjusting means, and the output of the first adjusting means and the output of the second adjusting means have a 90 ° phase difference. And adding means for adding and holding.
【００４８】また、前記クワドラチャーコイル部は、少
なくとも一つのボリュームコイルを含んでなるか、又
は、略同一平面に配置された実行的に２つのコイル要素
からなるものである。Further, the quadrature coil section includes at least one volume coil or is effectively composed of two coil elements arranged substantially in the same plane.
【００４９】上記の如き構成であると次のように作用す
る。すなわち、本発明によると、制御手段を操作するこ
とにより所望に応じて第１の調整手段又は第２の調整手
段を調整して一のコイル要素又は他のコイル要素からの
出力特性を高めることができる。これにより、クワドラ
チャーコイル部における感度特性の異なる少なくとも２
つのコイル要素を一体又は単独にて活用することができ
る。The structure as described above operates as follows. That is, according to the present invention, by operating the control means, the first adjusting means or the second adjusting means can be adjusted as desired to enhance the output characteristic from one coil element or another coil element. it can. As a result, at least two quadrature coil parts with different sensitivity characteristics are provided.
The two coil elements can be utilized together or alone.
【００５０】例えば、両系のゲイン配分を変更すること
により、表層領域では表面コイルだけよりさらにＳ／Ｎ
を上げるようにもできるし、深層領域で鞍型コイルより
Ｓ／Ｎを上げることができるようにもできる。前者とし
た場合、全領域で表面コイルよりＳ／Ｎが良く、後者と
した場合、全領域で鞍型コイルよりＳ／Ｎが良い結果を
得ることができる。For example, by changing the gain distribution of both systems, the S / N ratio is further increased in the surface area than in the surface coil alone.
It is also possible to increase the S / N ratio of the saddle type coil in the deep region. In the former case, the S / N ratio is better than that of the surface coil in the entire region, and in the latter case, the S / N ratio is better than that of the saddle coil in the entire region.
【００５１】よって、本発明によれば、被検体の表層、
中層、深層のうちの所望の領域について高Ｓ／Ｎにて信
号検出を可能としたＭＲＩ装置の受信システムを提供で
きるものである。Therefore, according to the present invention, the surface layer of the subject,
It is possible to provide a receiving system of an MRI apparatus capable of detecting a signal with a high S / N in a desired region of the middle layer and the deep layer.
【図１】本発明のＭＲＩ装置の受信システムの第１の実
施例の要部であるＲＦコイル装置の第１の実施例の構成
を示す図。FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a first embodiment of an RF coil device, which is a main part of a first embodiment of a receiving system of an MRI apparatus of the present invention.
【図２】本発明のＭＲＩ装置の受信システムの第１の実
施例の要部であるＲＦコイル装置の斜視図。FIG. 2 is a perspective view of an RF coil device that is a main part of the first embodiment of the receiving system of the MRI apparatus of the present invention.
【図３】図２におけるIII-III矢視断面図。FIG. 3 is a sectional view taken along the line III-III in FIG.
【図４】本発明のＭＲＩ装置の受信システムの伝送系の
第１の例の回路図。FIG. 4 is a circuit diagram of a first example of a transmission system of the reception system of the MRI apparatus of the present invention.
【図５】本発明のＭＲＩ装置の受信システムの作用を示
す特性図。FIG. 5 is a characteristic diagram showing an operation of the receiving system of the MRI apparatus of the present invention.
【図６】本発明のＭＲＩ装置の受信システムの要部であ
るＲＦコイル装置の第２の実施例の構成を示す図。FIG. 6 is a diagram showing a configuration of a second embodiment of an RF coil device which is a main part of a receiving system of an MRI apparatus of the present invention.
【図７】本発明のＭＲＩ装置の受信システムの伝送系の
第２の例の回路図。FIG. 7 is a circuit diagram of a second example of the transmission system of the reception system of the MRI apparatus of the present invention.
【図８】本発明のＭＲＩ装置の受信システムの他の実施
例を示す回路図。FIG. 8 is a circuit diagram showing another embodiment of the receiving system of the MRI apparatus of the present invention.
【図９】図８のＱＤコイル部の第１の電流路を示す図。9 is a diagram showing a first current path of the QD coil unit of FIG. 8. FIG.
【図１０】図８のＱＤコイル部の第２の電流路を示す
図。10 is a diagram showing a second current path of the QD coil unit in FIG.
【図１１】図８に示す本発明のＭＲＩ装置の受信システ
ムの変形例を示す回路図。11 is a circuit diagram showing a modification of the receiving system of the MRI apparatus of the present invention shown in FIG.
【図１２】従来例の受信システムの変形例を示す回路
図。FIG. 12 is a circuit diagram showing a modification of the conventional receiving system.
【図１３】従来例の特性図。FIG. 13 is a characteristic diagram of a conventional example.
１０…ＱＤコイル部、１２…表面コイル、１４…鞍型コ
イル、２０…第１の伝送系、３０…第２の伝送系、５
０，６０…プリアンプ、７０…９０°ハイブリッドコン
バイナ、８０，９０…プログラマブル・ゲイン・アンプ
（ＰＧＡ）、１００…ゲインコントローラ。10 ... QD coil part, 12 ... Surface coil, 14 ... Saddle coil, 20 ... First transmission system, 30 ... Second transmission system, 5
0, 60 ... Preamplifier, 70 ... 90 ° hybrid combiner, 80, 90 ... Programmable gain amplifier (PGA), 100 ... Gain controller.
Claims (3)
ル要素を有するクワドラチャーコイル部と、 前記クワドラチャーコイル部の一のコイル要素の受信出
力を伝送する第１の伝送系と、 前記クワドラチャーコイル部の他のコイル要素の受信出
力を伝送する第２の伝送系と、 前記第１の伝送系の伝送出力の大きさを調整する第１の
調整手段と、 前記第２の伝送系の伝送出力の大きさを調整する第２の
調整手段と、 前記第１の調整手段及び前記第２の調整手段の調整量を
制御する制御手段と、 前記第１の調整手段の出力と前記第２の調整手段の出力
とを９０°位相差を持たせて加算する加算手段と、 を具備してなるＭＲＩ装置の受信システム。1. A quadrature coil section having at least two coil elements having different sensitivity characteristics, a first transmission system for transmitting a reception output of one coil element of the quadrature coil section, and the quadrature coil section. A second transmission system for transmitting the reception output of the other coil element, a first adjusting means for adjusting the magnitude of the transmission output of the first transmission system, and a transmission output of the second transmission system. Second adjusting means for adjusting the size, control means for controlling the adjusting amounts of the first adjusting means and the second adjusting means, an output of the first adjusting means and the second adjusting means The receiving system of the MRI apparatus, comprising: an adding unit that adds the output of the signal of 90 ° and a phase difference of 90 °.
とも一つのボリュームコイルを含んでいる請求項１のＭ
ＲＩ装置の受信システム。2. The M of claim 1, wherein the quadrature coil section includes at least one volume coil.
Reception system of RI device.
平面に配置された実行的に２つのコイル要素からなるも
のである請求項１のＭＲＩ装置の受信システム。3. The receiving system of an MRI apparatus according to claim 1, wherein the quadrature coil section is composed of effectively two coil elements arranged substantially in the same plane.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3241821A JPH0576511A (en) | 1991-09-20 | 1991-09-20 | Reception system for mri device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3241821A JPH0576511A (en) | 1991-09-20 | 1991-09-20 | Reception system for mri device |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0576511A true JPH0576511A (en) | 1993-03-30 |
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ID=17080000
Family Applications (1)
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|---|---|---|---|
| JP3241821A Pending JPH0576511A (en) | 1991-09-20 | 1991-09-20 | Reception system for mri device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0576511A (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5502387A (en) * | 1994-08-23 | 1996-03-26 | Northrop Grumman Corporation | Variable geometry MRI coil |
| WO2000057782A1 (en) * | 1999-03-31 | 2000-10-05 | Hitachi Medical Corporation | Body probe for mri and mri device |
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- 1991-09-20 JP JP3241821A patent/JPH0576511A/en active Pending
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