JP2577406B2 - 磁気共鳴画像システムの直交アンテナ装置 - Google Patents

磁気共鳴画像システムの直交アンテナ装置

Info

Publication number
JP2577406B2
JP2577406B2 JP62296273A JP29627387A JP2577406B2 JP 2577406 B2 JP2577406 B2 JP 2577406B2 JP 62296273 A JP62296273 A JP 62296273A JP 29627387 A JP29627387 A JP 29627387A JP 2577406 B2 JP2577406 B2 JP 2577406B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
connection
capacitors
coupling
terminals
creating means
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
JP62296273A
Other languages
English (en)
Other versions
JPS63139535A (ja
Inventor
アール・フォックス ティモシー
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Toshiba Corp
Original Assignee
Tokyo Shibaura Electric Co Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Tokyo Shibaura Electric Co Ltd filed Critical Tokyo Shibaura Electric Co Ltd
Publication of JPS63139535A publication Critical patent/JPS63139535A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP2577406B2 publication Critical patent/JP2577406B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3642Mutual coupling or decoupling of multiple coils, e.g. decoupling of a receive coil from a transmission coil, or intentional coupling of RF coils, e.g. for RF magnetic field amplification
    • G01R33/365Decoupling of multiple RF coils wherein the multiple RF coils have the same function in MR, e.g. decoupling of a receive coil from another receive coil in a receive coil array, decoupling of a transmission coil from another transmission coil in a transmission coil array
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3628Tuning/matching of the transmit/receive coil
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/36Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
    • G01R33/3678Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver involving quadrature drive or detection, e.g. a circularly polarized RF magnetic field

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Description

【発明の詳細な説明】 [発明の目的] (産業上の利用分野) 本発明は一般に磁気共鳴画像作成システム(magnetic
resonance imaging system)の分野に関するものであ
り、例えば、磁気共鳴画像システムの直交アンテナ・コ
イル・アセンブリ(quadrature antenna coil assembl
y)で、直交アンテナ・アセンブリのふたつのチャンネ
ル間の好ましからざる結合を打消すための結合ネットワ
ークを備えたものに関するものである。
(従来の技術) 磁気共鳴画像作成(「MRI」)は、核(nuclear)磁気
共鳴(「NMR」)画像作成としても公知のものである
が、被験対象の情報を画像の形態で取得する安全で害の
ない手段として、価値あるツールとなっている。因み
に、MRIは医療用の診断ツールとして使用し、X線撮影
法を用いることなく、人体の選択箇所の画像を提供する
ことができる。かかるMRIシステムでは、直交アンテナ
・コイル・アセンブリを使用することができる。このよ
うなアンテナ・アセンプリの一例を第1図に示す。
第1図では、MRIアンテナ・コイル・アセンブリ10は
ふたつの垂直方向付けしたレシーバ・コイルLx(Lx1,Lx
2)およびLy(Ly1,Ly2)を備えていて、アンテナ・コイ
ル・アセンブリ体(volume)中の被験対象の歳差運動陽
子Pで形成された発振無線周波数(「RF」)磁界を検知
する。このRF磁界の検知は、ふたつの軸XおよびYに沿
って行う。このふたつの軸は本システムのZ軸に垂直で
あり、またZ軸はMRIシステムで使用する静磁界の方向
にある。レシーバ・コイルLxはコンデンサCx1およびCx2
から成る並列コンデンサCxで同調調整が行われるが、Lx
とCxは共振回路を形成するものである。同様に、レシー
バ・コイルLyは、コンデンサCy1およびCy2ら成る並列コ
ンデンサCyによって同調調整が行われるが、Cx,Cyも共
振回路を形成している。各レシーバ・コイルが同調する
と、特定の信号周波数で共振する。第1図に示す代表的
な直交アンテナ・コイル・アセンブリでは、X軸および
Y軸で受信した信号は、それぞれX[軸]アンプ11とY
[軸]アンプ12より前もって増幅され、システムのXお
よびYチャンネルである直交コンバイナ(結合器)13に
送られる。直交コンバイナ13が提供する出力信号SoはMR
Iシステムの残余の部分(図示していない)で処理さ
れ、被験対象の選定箇所の明確な画像を提供する。
各チャンネルのレシーバ・コイルは、普通MRI受信に
使用する一般的な直線分極化コイルに類似している。理
想的な状態では、各レシーバ・コイルは高度の直線状一
定間隔分極を示すはずであって、直線上分極化磁場に対
する最大応答および最低応答間の比率は大きなものとな
る。また、一方のレシーバ・コイルの最大・最低[応
答]は、他方のレシーバ・コイルの最大・最低[応答]
と比べて90度回転するはずである。直交コンバイナのX
チャンネルおよびYチャンネルからの出力を結合する
と、かかる状態では、例えばMRIシステムによる検査を
受けている人体の陽子Pの歳差運動スピンからの環状分
極磁界への応答は理想的なものとなろう。かかる理想的
な状態では、ふたつのレシーバ・コイルが誘導結合する
ことはないといえよう。しかしながら実際には、アセン
ブリ10等のMRIアンテナ・アセンブリを使用すると、X
チャンネルとYチャンネルが予期せずして結合したり、
好ましからざる結合をする。この結合メカニズムに関与
しているのは、コイル間のわずかな相互インダクタン
ス、一方のコイルと他方のコイル間の静電容量等がある
が、MRIシステムの他のコイル等の回路によって結合が
生じることもある。
MRIアンテナ・アセンブリ10の共振回路Lx,CxおよびL
y,CyはQ値の高い回路であるから、直交システムのふた
つのレシーバ・コイルが結合すると、これはおおいに増
倍れる。画像作成を妥当なものとするため、アンテナ・
システムの条件は大変きびしいものとなっており、また
結合係数kが小さくなると、直交画像作成の結果は思わ
しくないものとなる。
Q値が高い結合の増倍問題の一例として、3巻線レシ
ーバ・コイル・セットのふたつのレシーバ・コイル間の
結合係数絶対値|k|が1%未満となることがある。しか
しながら、本回路のQ値は200を越えるものであるか
ら、増倍結合|k・Q|は1より大きくなる。直交受信を妥
当なものとするため、増倍結合|k・Q|は0.1未満でなけ
ればならないと決定された。従って、結合係数|k|は5
×10-4未満に減少させねばならない。
(発明が解決しようとする問題点) MRIアンテナ・アセンブリのレシーバ・コイルが好ま
しからざる結合をするのを減少させるため、数々の試み
がなされている。かかる試みには、例えば、各コイルを
相互にシールドするというものもある。しかしながらこ
の試みの難点は、鮮明で有効な直交画像作成を行うのに
必要な結合[度]を減少させてしまう、ということにあ
る。また、かかるシールドには追加製造ステップが必要
で、取付けが困難となる場合があり、さらに好ましから
ざる追加出費を招く。
上記の検討から、改良型MRIアンテナ・アセンブリに
は、レシーバ・コイル間の好ましからざる結合問題の解
決という大なる必要があることが分ろう。
而して、本発明の目的は、MRIアンテナ・アセンブリ
で使用するネットワークを提供し、レシーバ・コイル間
の好ましからざる結合を排除することにある。
本発明の別の目的は、簡単かつ調整が容易で、信頼性
が高く安定しかつ安価な回路によって、MRIアンテナ・
アセンブリの好ましからざる結合を排除することにあ
る。
[発明の構成] (問題点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、第1のレシーバ・
コイルおよび第2のレシーバ・コイルを有する磁気共鳴
画像システムの直交アンテナ装置において、前記第1の
レシーバ・コイル両端に接続され、また第1端子および
第2端子を有する第1端子対と、前記第2レシーバ・コ
イル両端に接続され、第1端子および第2端子を有する
第2端子対と、前記第1・第2端子対間に接続され、前
記第1・第2レシーバ・コイル間に生じる外部結合を打
ち消す追加結合を作成する手段とを備えたことを特徴と
するものである。
(作用) 本発明によれば、MRI装置のアンテナ装置に結合打消
しネットワークを設け、ふたつのレシーバ・コイル間の
好ましからざる結合の結合係数kと極性が反対で大きさ
が等しい中立化結合係数k′を生成させ、これによって
不要な結合を打消すことができる。
(実施例) 以下、図面を参照しながら本発明の実施例を説明す
る。
図面では、同じ参照文字や数字は数点の添付図面全体
にわたり、同じかまたは対応する部分・部品を示す。さ
て、添付図面のうち第1図を見ると、前述したMRIアン
テナ・コイル・アセンブリ10が示されている。アンテナ
・コイル・アセンブリ10は、|k・Q|にあたる増倍結合
(非図示)を有している。この場合、kはふたつのレシ
ーバ・コイルLx,Ly間の結合係数であり、Qは共振回路
の品質係数(quality factor)である。(各チャンネル
のQは実際にはきわめて近いながら同一ではないが、本
検討ではQは等しいと考える。)本結合係数は、直交受
信改善にあたっては排除すべき好ましからざる結合(本
明細書では外部結合とも呼ぶ)である。
本発明は好ましからざる外部結合を無効にするネット
ワークを提供する。結合取消し(無効化)ネットワーク
は中立化結合係数k′を生成させて、レシーバ・コイル
の好ましからざる測定係数kを無効にする。結合係数k
に直接作用を与えるため、異種の対象または同一対象の
異部の検査時に負荷が変動し、従ってMRIアンテナ・シ
ステムのQおよび共振周波数が変動しても、本結合取消
し(無効化)ネットワークにあっては、結合の取消し
(無効化)を目的として再調整をする必要がない。結合
係数kの測定方法を以下に述べる。
第2図に、本発明のもっとも基本的な実施例を示す。
同図に示すとおり、結合取消し(無効化)ネットワーク
20は、第1端子Tx1および第2端子Tx2を有する第1の1
対の端子21;第1端子Ty1および第2端子Ty2を有する第
2の1対の端子22;ならびに前記第1・第2の1対の端
子21,22の間に接続され、アンテナ・コイル・アセンブ
リ10の第1・第2レシーバ・コイルLx、Lyの間に、アン
テナ・コイル・アセンブリ10の外部結合と極性が反対で
大きさが等しい追加結合を生成させる手段を備えて成っ
ている。
第2図に示すごとく、追加結合生成手段は、一例とし
て、端子Tx1およびTy1の間に接続した第1静電客量CN1
ならびに端子Tx2およびTy2の間に接続した第2静電客量
CN2を備えている。また、第2図に示すごとく、中立化
コンデンサCN1,CN2は可変コンデンサとし、好ましから
ざる結合係数kと大きさが等しい中立化結合係数k′を
調整できるものであればよい。第1・第2静電客量はネ
ットワークの平衡を保つため、等しいものでなければな
らない。従って、CN1の変化分はCN2の変化分と同一で
なければならず、この逆も言える。構成素子の値の計算
を以下で検討する。
結合取消しネットワーク20はMRIアンテナ・コイル・
アセンブリ10のふたつのレシーバ・コイル・Lx,Lyの間
に接続される。例えば、第1端子対21は、第1図のレシ
ーバ・コイルLx両端の点14,15に接続され、第2端子対2
2は第1のレシーバ・コイル両端の点16,17に接続され
る。この接続を逆にし、端子対21をコイルLyの両端に接
続し、端子対22をコイルLxの両端に接続してもよい。ま
た例えば、端子Tx1およびTx2の接続を14,15で逆にし、
これに応じて端子Ty1およびTy2の接続を点16,17で逆に
してもよい。
第2図の結合取消しネットワーク20の中立化コンデン
サCN1,CN2は同調コンデンサCx両端の電圧の1小部分を
アンテナ・コイル・アセンブリ10の同調コンデンサCyに
結合し、また同調コンデンサCy両端の電圧の1小部分を
同調コンデンサCxに結合することにより、レシーバ・コ
イルLx,Ly間に所定の追加結合を生成させる。例えば、
ふたつの追加中立化コンデンサCN1,CN2は、同調コンデ
ンサCy1,Cy2とともに分圧器を形成する。これにより、
Y共振回路Ly,Cy,つまりYチャンネルと直列に低電圧V
y′が加えらるが、このVy′はおおよそ次式から求める
ことができる。
この場合、Vxは第1図の同調コンデンサCx1,Cx2両端
の電圧である。またCNとCyは次式で与えられる。
第1図のアンテナ・コイル・アセンブリ10では、両共
振回路はグランドからみて対象でありまた平衡がとれて
いる。従って次式が成立する。
さらに、中立化コンデンサCN1,CN2は別方向の分圧器
を形成し、Xチャンネルと直列に電圧Vx′が加えられ
る。
このVx′は次式で与えられる。
|Vx′|=|k′|・|Vy| (4) XおよびYチャンネル回路の平衡は対象なものである
から、中立化結合係数|k′|は等しいものとなる。
アンテナ・コイル・アセンブリ10にこの平衡回路を用
い、同調静電客量を直列のふたつの等しいコンデンサCx
1,Cx2およびCy1,Cy2に分けると、各共振回路の両端のグ
ランドから見た電圧は、大きさが等しく、極性が反対の
ものとなる。これにより、回路間に任意の極性をもつ結
合を加えることができる。
始めの好ましからざる結合の極性は、結合取消しネッ
トワークを加えないうちから必ずしも分っているもので
はないから、中立化極性を逆転する必要が生じる場合が
ある。また、追加結合は大きさを妥当なものとして好ま
しからざる外部結合を無効とするものでなければならな
い。従って、結合取消しネットワークはたやすく調整で
きるものでなければならない。追加結合の極性の逆転可
能性およびその大きさの調整可能性について、以下に説
明する。
第2図の結合取消しネットワーク20を第1図のMRIア
ンテナ・コイル・アセンブリ10に導入し、同ネットワー
ク20を調整して、好ましからざる外部結合係数kと極性
が反対で大きさが等しい中立化結合係数k′を精製さ
せ、従ってこの外部結合を無効化した後では、MRIアン
テナ・コイル・アセンブリ10は、事実上1ペアの分離レ
シーバ・コイル回路となる。一方の回路の電圧は、他方
の回路の電流の影響を受けることはない。各レシーバ・
コイルの分極は高度な直線上の一定間隔となり、直線分
極化磁界に対する最大・最小応答間の比率は大きなもの
となる。さらに、一方のコイルの最大・最小[応答]
は、他方のレシーバ・コイルの最大・最小[応答]から
みて、システムのZ軸の回りを90度回転したものとな
る。従って、レシーバ・コイルLx,Lyからの出力を直交
コンバイナ13で結合すると、出力信号Soが生成し、この
出力信号Soを処理して、MRIシステムの歳差運動スピン
(Precessingspin)等から環状分極化磁界に対する良好
な応答を産出すことができる。
第4図の単一H型ネットワーク 実際においては、結合取消しネットワーク20の回路パ
ラメータ、即ち、中立化コンデンサCN1およびCN2の値
は非常に小さく、1pF未満である場合もある。また、ふ
たつの中立化コンデンサはともに変化して、結合取消し
ネットワークを正しく調整しなければならないが、これ
はかかる4容量のコンデンサでは困難である。この実際
上の困難を克服するため、本発明の第2の実施例では、
もっと大きな静電客量の使用を可能とし、1本のコンデ
ンサだけで中立化の調整ができるようにしている。
第3A図に示すごとく、小客量の中立化コンデンサCN1
に代って、3本のもっと大きな客量コンデンサC1,C2,C3
を「Y」型接続して用いている。このY型接続では、コ
ンデンサCN1の実行値は次式で与えられる。
さて、C1=C2=Cfを固定コンデンサとし、C3=2・Cy
を可変静電客量とすると、次式を得る。
Cvはゼロより大きいから、実行中立化静電客量CN1は
Cf/2未満となる。
第3図の「Y」型ネットワークの平衡をとるため、ミ
ラー・イメージ(鏡面画像)「Y」型ネットワークを付
加して、第3B図に示すH型ネットワークを作成する。こ
の付加により、平衝共振回路Lx,CxとLy,Cyの間に必要な
ふたつの小容量の中立化コンデンサCN1、CN2が提供さ
れる。中立化ネットワークに印加される電圧はグランド
からみて平衝がとれているから、コンデンサ値が第3B図
に示すごとく対称でCN1=CN2=CN′であれば、
「H」型ネットワークの中心では接地線に電流が流れる
ことはない。従って、第3C図に左側に示すごとく、グラ
ンドを分離して、H型ネットワークの中央位置に1本の
コンデンサCvだけを用いることができる。単一の可変コ
ンデンサCvを調整することにより、ふたつの実効中立化
静電容量CN1,CN2を双方ともともに変え、中立化結合係
数k′を調整する。もちろん、Cfを可変とし、Cvを一定
としてk′を調整してもよい。
第3C図および第4図に示すH型ネットワークを用い
て、各同調コンデンサCx,Cyの両端に分流静電容量を追
加する。
第3A,3Bおよび3C図の右方の回路に示すごとく、Y−
△変換を用いて分流静電容量を示す。この場合、Cs1=C
s2=2・Csである。以下で検討するごとく、分流コンデ
ンサCsにより、固定コンデンサCfの容量に関して制限が
課される。何故なら、分流静電容量を含めて、総同調静
電容量はコイルのインダクタンスによって決定されるか
らである。
上述のとおり、初めの好ましからざる結合の極性は、
第2図のネットワーク20および第4図のネットワーク40
等の結合取消しネットワークを加えないうちは、必ずし
も判明しているものでない。従って、追加の中立化結合
の極性を逆転する手段が必要となる場合がある。かかる
手段のひとつを第4図に要素41として示す。手段41を逆
転することにより、第1の端子対21の第1・第2端子Tx
1、Tx2をレシーバ・コイルLxに逆転接続することが可能
である。逆転手段41は、例えば、1対の単極双投スイッ
チ42,43であればよく、望ましくは双極双投スイッチで
ある。また、逆転手段を第2端子対22の端子Ty1、Ty2両
端で使用し、レシーバ・コイルLy両端の接続を逆転する
ことができる。
第5図の2種H型ネットワーク 逆転可能かつ調整可能な取消しネットワーク提供の別
の方法を、第5図の実施例によって示す。第5図では、
追加結合生成手段50は、第1極性の可調整結合生成手
段、例えば可変H型ネットワーク51、および第2極性の
一定結合生成手段、例えば一定H型ネットワーク52を具
備している。第5図に示すごとく、このふたつのH型ネ
ットワーク51,52は、一方のH型ネットワークへの接続
を他方のH型ネットワークからみて逆転することにより
結合される。言うまでもなく、双方のH型ネットワーク
は、必要に応じて可変とすることができる。
結合係数|k|は小さくなければならないから、結合取
消しネットワークは、XおよびY共振回路双方の容量性
摂動がきわめてわずかである。従って、ふたつのH型ネ
ットワーク51,52の組合せは、その別個効果の代数和と
考えることができる。1極性の一定H型ネットワークを
別の極性の可変H型ネットワークと組合せることによ
り、負結合からゼロ結合、また正結合へと連続的に調整
することができる。
第5図の結合取消しネットワークでは、可変H型ネッ
トワーク51は、4本のコンデンサCfおよびひとつの可変
コンデンサCvから構成されている。また一定H型ネット
ワーク52は、第5図に示すように接続した4本の固定コ
ンデンサCfと1本の固定コンデンサCvrを備えて成るも
のである。いま、可変ネットワーク51の結合係数kvと一
定ネットワーク52の結合係数kfとが下記の関係にあり、
kvおよびkfは反対符号であるとすれば、第5図に示す取
消しネットワーク50の総合結合係数k′は、可変H型ネ
ットワーク51の可変コンデンサCvだけを調整することに
より、正からゼロへと、またゼロから負へと変えること
ができる。
|kv(max)|>|kf|>Rv(min)| (7) 総合ネットワーク50について、負の最大結合係数と正
の最大結合係数の値を等しくするには、次の関係が成立
てばよい。
この場合、kvとkfはふたつのH型ネットワーク51,52
のそれぞれについて求める。
外部結合係数kの測定 実際の結合取消しネットワークの構成素子の値を算定
するには、MRIアンテナ・コイル・アセンブリのXレシ
ーバ・コイルとYレシーバ・コイルの共振回路間の外部
結合係数kを求めねばならない。
外部結合係数kを決定する一助として、また直交レシ
ーバ・コイルの同調等その他の有効諸目的のために、
「クリケット」と呼ぶクリスタル・オシレータ回路を備
えた回転可能なテスト・ソースを使用する。この回転ク
リケットは、アルミニウム・ボックス等の十分シールド
を施したボックス内に設けたトランジスタ1ヶ使用のク
リスタル・オシレータであればよく、3ボルトのカメラ
用バッテリー等の内部バッテリーで駆動する。トランジ
スタのエミッタ電流は、小型の同軸コネクタを介してボ
ックスに接続した外部シールド・ループを流れる。因み
に、25mmの外部ループ小型同軸ケーブルを使用すること
ができる。静電シールドは同軸シールドによって維持さ
れる一方、外部シールドの小さなギャップによりループ
内部に磁界が形成される。また、クリケットにより、ル
ープ面に垂直な発振磁気双極子が生成される。その結
果、磁界は直線状に分極化する。
クリケットは、通常検査対象を配置するMRIアンテナ
・コイル・アセンブリ体の中央に置き、この小さなオシ
レータをZ軸のまわりに手動で回転して、誘起磁界の分
極をゆっくり回転するものとする。
クリケットは正しく位置決めすれば、理想的な直線分
極ソースとして機能する。クリケットをZ軸のまわりに
360度ゆっくり回転すると、ふたつの最大電圧応答およ
びふたつの最小電圧応答が、XチャンネルとYチャンネ
ルのそれぞれについて出力される。ふたつのチャンネル
間に結合がないと、一方のチャンネルの最小応答はほと
んどゼロであり、かかる最小応答は、クリケットの双極
子が最大応答しつつある他方のチャンネルの方向を向い
ている場合に、生じる。しかしながら、チャンネル間に
弱い結合がある場合には、ソースがチャンネルXとそろ
う(align)と、チャンネルYに測定可能な信号が生ず
る。このふたつの応答の比はおおよそ次のようになる。
この近似は、|k・Q|が小さい場合には、役に立つが、
結合が強い場合、例えばk・Q1/2であると、判断に
因る結果が生じる。因みに、測定にあたって結合が余り
にも強いと、チャンネルXおよびYの最小角度位置が近
くなって、双方のレシーバ・コイルは単一のコイルとし
て機能する観を呈する。この場合には、実効結合を減少
させねばならない。
kは確定しているものであるから、強い増倍結合を弱
めるには、k・Qを減少させる必要がある。レシーバ・
コイルの自己インダクタンスLoが既知である場合には、
Qを減少させるには、適当なカーボン抵抗(炭素被膜抵
抗)を各レシーバ・コイルと並列に接続し、回路のQ値
を約10〜30の低い値まで減少させる。並列抵抗がRpの場
合、当該のQ値はおおよそ次式で表現される。
Q=Rp/(2πfoLo) (10) この場合foは動作周波数である。
自己インダクタンスLoはMRIシステムのガントリーで
測定し、コイルの分布静電容量の補正を施した自己イン
ダクタンスでなければならない。Loを正確に測定する代
わりに、並列抵抗を含むコイルおよびプリアンプの帯域
幅を、結合のゆるいプロープ・コイルによる回路励磁で
測定してもよい。このQの測定値には、並列抵抗および
アンプ同調ネットワークからのローディング(装荷)が
含まれる。
Qを減少させて、きわめてゆるい結合の応答(例え
ば、|k・Q|<1/4)を得た後であれば、クリケットをコ
イル軸の回りに回転させ、チャンネルX、Y双方につい
て最大応答および最小応答を測定することにより、kを
決定することができる。Q値が小さければ、Q値が大き
い場合より応答は弱いが、なお測定可能なはずである。
信号が余りに小さい場合には、オシレータの電流を増や
すことができる。ゆるい結合の応答では、最大値と最小
値は位置が90度離れている。そうでない場合には、もっ
と値の小さい並列抵抗を用いて、Q値をさらに減少させ
てもよい。
|Vy(max)|/|Vx(min)|の測定比がおよそ4を越える
ものである場合には、結合係数|k|は次式から算定す
る。
ふたつの電圧Vy(max)およびVx(min)を、クリケッ
トの同一回転位置であるが異種のチャンネルで測定す
る。結合は総体的には対称でないから、Vy(max)/Vx
(min)とVx(max)/Vy(min)の間には相違がある場合
がある。以下に述べるごとく、中立化設計にあたっては
ふたつの場合のうち大きい方の結合を用いる。また、ク
リケットを180度回転させ同一の分極比について測定し
たふたつの値、即ち、Vy(max)/Vx(min),Vx(max)/
Vy(min)はほぼ等しくなるはずである。しかしなが
ら、これらが近似的に等しくない場合には、クリケット
を中心を外した軸の回りに回転させる。
上記の技術で測定したkの値が有効となるのは、追加
抵抗を取外し、回路のQ値が再度大きくなった場合であ
る。
構成素子の値算定 上述のとおり、このましからざる結合係数kの決定に
あたっては、一般的にチャンネルXからチャンネルYへ
と測定した結合係数は、別の方向で測定した結合係数と
一致しない。従って、中立化設計にあたっては、このふ
たつの値のうち大きい方を選択する。ついで測定結合係
数kを安全係数によって増大させ、中立化結合係数k′
の設計値を得る。(測定結合係数kおよび中立化係数
k′は、ここでは、その絶対値について検討する、とい
うことに留意されたい。中立化係数k′の極性を正しく
するにあたっては、第2図の結合取消しネットワーク20
および第4図の同じく40の接続は、例えば第4図の逆転
手段41により、必要に応じて逆転することができる。) 上記(式(1))から、第2図に示す基本結合取消し
ネットワーク20については、次式が成立する。
この場合、CN=CN1/2=CN2/2であり、CyはコイルL
yのインダクタンスと共振するのに必要な全静電容量で
あって、リシーバ・コイルLyの自己静電容量を含む。
第4図に示すH型ネットワーク40の中立化静電容量は
式(6)によって与えられる。
また上述のとおり、第3C図の右方回路に示すごとく、
H型ネットワークの両辺には、文流静電容量CSがある。
この分流静電客量CSは第1図のアンテナ・コイル・アセ
ンブリ10の同調に影響を与える。各同調共振回路の総追
加同調静電容量は近似的に次式で表わされる。
Ct′=Cs+CN (14) これをY−△変換すると、等価分流静電容量について
次の値が得られる。
上記式(12),(13),(14)および(15)により、
中立化係数k′および追加同調静電容量Ct′双方の算定
が可能となる。
k′とCt′の値を産出するひとつの方法は、一定範囲
の固定静電容量Cfとトリマー静電容量Cvを使用するとい
うものである。簡単なコンピュータ・プログラムを作成
して上記の式から各値を算定することができる。レシー
バ・コイルLyと共振するのに必要な総同調静電容量Cyは
既知である。またトリマー・コンデンサCVの範囲は可
用なトリマー・コンデンサ素子自体によって決められて
いる。因みに、値の範囲が2.4〜24.5pFのE.F.Johnsonエ
ア・トリマーを使用することができる。
有意味の1組のデータを得るには、2次元配列の値を
作成し、Cv(min)とCv(max)間の5つのCv値を本配列
の上部と交差させ、固定コンデンサ値Cfの範囲を左端以
下とする。双方の端部(edge)での静電容量値は幾何数
列となる。Cf,Cv値の各ペアについてCt′,Cy−Ct′に等
しい変更(修正)同調静電容量Cy′を算定し、ついで、
Cf,CvおよびCy′について得られる中立化係数を算定す
る。簡単なコンピュータ・プログラムで、プリントアウ
トを行い、各Cf,Cvペアについて1/|k′|およびCy′を
求める。
第4図に示す単一のH型ネットワーク40を作るには、
固定コンデンサ値Cfを選定して|k′|値を与え、可変コ
ンデンサCvの全範囲にわたってアンテナ・コイル・アセ
ンブリ10の測定結合係数|k|の設計範囲を確定する。|
k′|の設計範囲は、|k|のとり得る値に首尾よく対応で
きるよう、十分大きいものであると同時に、十分小さい
ものでなければならない。算定コンデンサ値は、実用性
を考慮して十分大きい必要があると同時に、同調静電容
量Cyと変更(修正)値y′の間の変化をきわめてわずか
なものとするため十分に小さい必要がある。一般的に
は、最小トリマー静電容量Cv(min)の小さい方が設計
は容易である。従って、セラミック・トリマよりもエア
可変コンデンサの方が望ましい。
第4図の単一H型ネットワーク40は最小のk′値をも
っているから、その接続を逆転して、極性を逆転し、結
合の取消し(無効化)を妥当なものとする必要のある場
合がある。かかる逆転手段のひとつを素子41として第4
図に示す。
第5図の逆転可能結合取消しネットワーク50の回路パ
ラメータ値を求めるには、可変H型ネットワーク51のパ
ラメータを、結合係数範囲が大きくなるように選択す
る。k′の設計範囲を±kdとすると、以下の関係の成立
つことが必要である。
|kv(max)|−|kv(min)|=2・kd (16) 結合総体をゼロに中心をもつ範囲(レンジ)にシート
するには、可変H型ネットワーク51の反対極性をもつ第
5図に示す逆転可能結合取消しネットワーク50の一定
(固定)H型ネットワーク52を使用する。このH型ネッ
トワークは次の結合係数を有している。
このふたつのH型ネットワーク51,52を使うと、ネッ
トワーク50の総合係数ktの範囲は下記のとおりとなる。
|kv(min)|−|kr|<|kt|< |kv(max)|−|kr| (18) 即ち、望ましくは −kd<kt<+kd (19) ネットワーク50の所定の静電容量値を選定するには、
上述したデータ配列からの固定コンデンサ値Cfを、|kv
(max)|−|kv(min)|の差が十分大きくなるように
選定する。双方のH型ネットワーク51,52において、同
一の固定コンデンサ値Cfを使用する。何故なら、k′=
krを得るのに必要な値Cvは、可変H型ネットワーク51に
使う可変コンデンサレンジ(範囲)の中央近くにあるか
らである。静電容量値Cvrはk′=krとなるように選定
する。
実用面の検討 中立化を適切なものとするには、双方のレシーバ・コ
イルLxおよびLyを共振させるプリアンプ同調ネットワー
クは、コイル回路のバランスをとって、ふたつのレシー
バ・コイル端子に、グランドからみて大きさが等しいな
がら極性が反対の電圧を生じせしめるものでなければな
らない。
中立化コンデンサに損失があると、MRIアンテナ・コ
イル・アセンブリ10の共振回路Q値は悪化する。中立化
コンデンサが同調静電容量よりはるかに小さい場合に
は、追加同調静電容量Ct′は総同調静電容量Cyのほんの
1部分となり、損失は重要ではなくなる。しかしなが
ら、シルバー・マイカやNPO円板セラミック等の低価格
コンデンサのQ値は、良好な同調ネットワークに使用す
る高品質コンデンサに比べてはるかに低い(1/10〜1/5
0)場合がある。従って、例えば、追加静電容量Ct′が
総同調静電容量の5パーセントを越えるものである場合
には、コンデンサのQ値の総回路のQ値に対する影響
は、使用コンデンサの該当タイプを決定するのに先立っ
て算定すべきである。エア可変トリマのQ値は十分高い
が、セラミック・トリマはそうでない場合がある。結合
取消しネットワークの接続線や回路基板についても同様
の考慮をすべきである。
Ct′の値が小さいと、中立化の調整にあたって、同調
変化が小さいはずである。この値が大きいと、同調外れ
効果が実際問題として生じる可能性がある。同調/中立
化の相互作用を以下で検討する。離調題とQ値の問題双
方のため、小さい値の中立化コンデンサを使用すべきで
ある。第5図に示す逆転可能ネットワークの静電容量値
の全体的な大きさを決定する構成素子はトリマ・コンデ
ンサCv、とくにその最小値である。最小トリマ値を使う
と、所与の中立化係数k′について比較的小さな固定コ
ンデンサCfを用いることができるようになる。
中立化調整 結合取消しネットワークを調整するあたっては、上述
したクリケットを使用することができる。クリケットが
作り出す磁界の分極は、クリケットをアンテナ・コイル
・アセンブリ体中でレシーバ・コイルの軸の回りに機械
的に回転させることによって回転する。クリケット回路
とコイル間が結合しないように注意しなければならな
い。結合はふたつの回路の反応素子間、例えばクリケッ
トのループ・アンテナとコイル間で生じ、実際の電力レ
ベルには左右されない。電極レベル、即ち、クリケット
のループ電流により、アンテナ・コイル・アセンブリの
当該チャンネルのプリアンプ出力が決定される。クリケ
ットとのかかる相互作用の試験をすることを目的とし
て、スペクトル・アナライザを使用して、コイルとプリ
アンプの共振曲線を概観し(sweep through)、また結
合のゆるいプローブ・コイルでコイルを駆動(励振?)
することができる。強震曲線は、クリケットのあるなし
に拘らず、同一である必要がある。クリケットに電力を
供給すると、クリケット周波数に追加スパイクが生じ
る。
結合取消しネットワークを調整するに先立って、ふた
つのレシーバ・コイルLx、Lyを同調させる必要がある。
選定結合取消しネットワーク20,40または50をコイル両
端に接続し、アンテナ・コイル・アセンブリ10全体を結
合取消しネットワークとともにMRIシステムのガントリ
ーに設置する。クリケットを、選定コイル軸に回りに確
実に回転可能とするジグ(fixture)で、レシーバ・コ
イル間のアンテナ・コイル・アセンブリ体の中央に取付
ける。X軸およびY軸間にあるクリケットで双方のコイ
ルを励磁する。各コイル回路は同調し、クリケットに応
答して最大出力が得られる。
XおよびYチャンネルをクリケットの周波数に合わせ
た後、選択結合取消しネットワークの中立結語係数k′
を調整することができる。クリケットを回し、チャンネ
ルXの最小応答を探す。クリケット回路を回転させてチ
ャンネルXの応答を最小とし、例えば第5図の中立化ト
リマ・コンデンサCvを調整して、チャンネルXの最小応
答をできるだけ小さくする。この位置とトリマの設定
で、プリアンプの出力間の比率を測定する。この除去
比、即ち|Vy(max)|/|Vx(min)は30dBより大きい必要
がある。次いで、クリケットをYチャンネルの最小位置
までゆっくりと回転させ、この位置のXチャンネル、Y
チャンネル間の除去比|Vx(max)|/|Vy(min)|を書留
める。
上述した如く、結合は正確に対称ではないから、この
ふたつの除去比は往々にして等しくない。システムを調
整してXチャンネルの応答が最小となるようにしたか
ら、Yチャンネルの方が除去比(rejection ratio)が
小さいことになろう。除去比が小さい方のチャンネルを
選択し、クリケットを当該チャンネルの最小位置まで回
転させる。ついで中立化トリマ・コンデンサCvを再調整
し、はじめのふたつのテストで得たふたつの比率の中間
値にまで除去比を改善する。
中立化の調整時、他方のチャンネルの最大値はそれほ
ど変化しないはずであり、最小化を施しているチャンネ
ルだけが大きく変化する。この折衷的(compromise)中
立化設定により、XチャンネルとYチャンネルの除去比
はほぼ等しいものとなる。しかしながら、双方のチャン
ネルについて除去比が30dB以下である場合には、調整手
続きを繰返す必要がある。
中立化コンデンサCvを調整してから除去比を測定する
にあたっては、クリケットを細心の注意をもって回転さ
せ、狭い分極(narrow polarization)がゼロ、即ち最
小の応答となるようにする。他方のチャンネルの最大応
答は、ケリケットの方位角からみてはるかに幅の広いも
のとなる。
中立化コンデンサCvとプリアンプの同調との間には、
わずかながら相互作用がある。だから、同調の変化時、
中立化コンデンサは再調整する必要のないものでなけれ
ばならない。これを確認するため、クリケットを回転さ
せて、双方のチャンネルの励磁が等しくなる位置へと戻
す。ついで、このふたつのチャンネルを再度同調させ
て、応答が最大となるようにする。いずれかの同調調整
が大きい場合には、クリケットを再度回転させて分極除
去比を確認し、この除去比が30dBより大きいかどうかを
決定しなければならない。あるいは、中立化を再調整す
る必要がある。
MRIアンテナ・コイル・アセンブリの中立化を初めて
行う場合、調整が不適切な中立化を含めて、総結合が非
常に大きいこともあり得る。この場合には、45度近傍の
クリケット位置で最小応答を見出すことは、45度近傍の
クリケット位置で最小応答を見出すことは不可能であろ
う。また、ふたつの共振回路が強く結合すると、双方が
0度および90度近傍の同じ位置で最大応答および最小応
答を有することになる。この場合は、中立化の調整はま
ったく難しくなる。
この状態のもとで調整を初めて行うには、各レシーバ
・コイルと並列に抵抗を接続し、共振のQ値を下げて、
|k・Q|の値が1よりはるかに小さくなるようにする。Q
が約10〜20に減少すると、最小応答位置は45度近傍とな
り、同調は非常に広範囲で行われるようになる。抵抗を
所定の位置に接続して、中立化を調整することができ
る。抵抗を取去ると、中立化はほぼ妥当なものとなり、
高いQ値で最終調整を行うことができる。
中立化を定期的にチェックして、再調整が必要である
かどうかを決定することができる。中立化をチェックす
るには、プリアンプと直交システムの接続を「常態」お
よび「逆」にしてファントム・スキャンを行う。中立化
が良好であると、逆回転分極(counter−rotating pola
rization)の除去は20dB以上となる。即ち、このふたつ
の場合の平均画像値比は10:1より大きくなり、ノイズ値
はほぼ等しくはずである。
構成素子の値の変化 設定手続が首尾よく行った場合には、Xチャンネルお
よびYチャンネル双方は強力な直線状の分極を示す。各
チャンネルの応答では、最大応答と最小応答間の除去比
は30dB以上という大きなものとなる。ふたつのチャンネ
ルの最小ソース相対位置は90度となり、また伝送コイル
軸に対する最小ソース位置は約45度となる。
しかしながら、結合取消しネットワークが十分「強
く」ない場合には、分極は望ましくないものとなる。か
かる場合には、結合取消しネットワークの回路パラメー
タ値の再設計が必要である。総合的な再設計にあたって
は、結合係数kを上述の如く再測定し、回路パラメータ
値の算定を行って、所定の中立化結合係数の設計値kdに
もっと余裕をもたせるようにする。使用可能コンデンサ
Cvが同一である場合には、kd値を大きくしようとする
と、固定コンデンサCfも大きくする必要が生じる。
結合取消しネットワークの「強さ」がほぼ十分である
ため、所定の分極は中立化トリマCvの最大設定または最
小設定でほぼ達成される、ということもあり得る。この
場合、第5図の示す二元H型ネットワーク結合取消しネ
ットワーク50が使用されていれば、このネットワークを
若千手直しすれば十分である。トリマCvが最大であるか
最小であるかに応じて、中立化ネットワークの極性を決
定することができる。トリマCvが最小値である場合、所
要の結合極性は中立化ネットワークの可変側、即ち可変
H型ネットワーク51により、(H型ネットワーク52)か
らの固定側は反対方向にある。ついで、固定側H型ネッ
トワーク52の強度を減少させることにより、最大結合の
所定の方向に拡大することができる。固定側の強度を減
少させるもっとも簡単な方法は、固定コンデンサCvrの
値の増大させることである。新しいCvrについて考慮す
べき値はCvの最大トリマ静電容量である。
中立化がほぼ妥当で、トリマCvが最大値である場合に
は、所要の結合極性は固定側ネットワーク52にあり、可
変側ネットワーク51は「強」すぎるということになる。
固定側ネットワーク52の結合を増大させるには、Cvrの
値を減少させる。Cvrの考慮すべきかかる新しい値は、
トリマ・コンデンサの最小静電容量値である。
上記のふたつの簡単な変更のいずれかを行った後で
は、結合取消しネットワークはもはや対称ではなくな
る。しかしながら、外部の好ましからざる結合の極性は
ます変化することはないから、これによって重大な問題
は生じない。所要の方向の結合の強さはなお調整するこ
とができる。このふたつの簡単な変更のいずれかが不十
分である場合には、MRIアンテナ・コイル・アセンブリ
の結合係数kを慎重に測定した後、結合取消しネットワ
ークのパラメータを再設計する。
本発明の結合取消しネットワークでは、その適用範囲
や趣旨から逸脱することなく、様々な修正や変更が可能
であることは当該技術に精通しているものにとっては明
らかであろう。因みに、単一H型ネットワークの固定コ
ンデンサCfは可変であり得、また可変コンデンサCvは固
定値であってよい。また、二重H型ネットワークでは、
双方のH型ネットワークは可変であってよい。従って本
発明は、その修正や変更が添付した特許請求の範囲等の
適用範囲内にあるかぎり、この修正や変更をも対象とす
べく目論むものである。
[発明の効果] 本発明によれば、磁気共鳴画像システムのアンテナ装
置のおけるレシーバ・コイル間の不要な結合を簡単なか
つ調整が容易で、信頼性が高く安定し、かつ安価な回路
によって解消することができる。
【図面の簡単な説明】
第1図は、本発明が対象とする在来型の直交MRIアンテ
ナ・コイル・アセンブリで、本発明によって直交画像作
成を改善せんとするものの簡略図、 第2図は本結合取消しネットワーク発明の1実施例の概
略図、 第3A図,第3B図,第3C図は本発明の説明の一助となる各
種回路の概略図、 第4図は本結合取消しネットワーク発明の第2の実施例
の概略図、および 第5図は本結合取消しネットワーク発明の第3の実施例
の概略図である。 CN1,CN2,C1,C2,C3……中立化コンデンサ Cf……固定コンデンサ Cs……分流コンデンサ

Claims (14)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項1】第1のレシーバ・コイルおよび第2のレシ
    ーバ・コイルを有する磁気共鳴画像システムの直交アン
    テナ装置において、前記第1のレシーバ・コイル両端に
    接続され、また第1端子および第2端子を有する第1端
    子対と、前記第2レシーバ・コイル両端に接続され、第
    1端子および第2端子を有する第2端子対と、前記第1
    ・第2端子対間に接続され、前記第1・第2レシーバ・
    コイル間に生じる外部結合を打ち消す追加結合を作成す
    る手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴画像システ
    ムの直交アンテナ装置。
  2. 【請求項2】前記追加結合作成手段は、前記第1および
    第2レシーバ・コイル間に生じる外部結合と極性が反対
    で大きさの等しい追加結合を作成するものである特許請
    求の範囲第1項記載の磁気共鳴画像システムの直交アン
    テナ装置。
  3. 【請求項3】前記追加結合作成手段は、前記第1および
    第2端子対の第1端子間に接続した第1静電容量と、前
    記第1および第2端子対の第2端子間に接続した第2静
    電容量とを具備することを特徴とする特許請求の範囲第
    1項記載の磁気共鳴画像システムの直交アンテナ装置。
  4. 【請求項4】前記第1および第2静電容量は可変で、追
    加結合の大きさを変えることができるものである特許請
    求の範囲第1項記載の磁気共鳴画像システムの直交アン
    テナ装置。
  5. 【請求項5】前記追加結合作成手段は、前記第1端子対
    の第1および第2端子の第1レシーバ・コイルへの接続
    を逆転する手段を備えることを特徴とする特許請求の範
    囲第1項記載の磁気共鳴画像システムの直交アンテナ装
    置。
  6. 【請求項6】前記追加結合作成手段は、前記第2端子対
    の第1および第2端子の第2レシーバ・コイルへの接続
    を逆転する手段を備えることを特徴とする特許請求の範
    囲第5項記載の磁気共鳴画像システムの直交アンテナ装
    置。
  7. 【請求項7】前記追加結合作成手段は、前記第1および
    第2端子対の第1端子間に直列接続した2つの第1コン
    デンサと、前記第1および第2端子対の第2端子間に直
    列接続した2つの第2コンデンサと、前記2つの第1コ
    ンデンサのコモン接続側と前記2つの第2コンデンサの
    コモン接続側との間に接続した可変コンデンサを有する
    ものである特許請求の範囲第1項記載の磁気共鳴画像シ
    ステムの直交アンテナ装置。
  8. 【請求項8】前記追加結合作成手段は、前記第1端子対
    の第1および第2端子の第1レシーバ・コイルへの接続
    を逆転する手段を備えることを特徴とする特許請求の範
    囲第7項記載の磁気共鳴画像システムの直交アンテナ装
    置。
  9. 【請求項9】前記追加結合作成手段は、前記第2端子対
    の第1および第2端子の第2レシーバ・コイルへの接続
    を逆転する手段を備えることを特徴とする特許請求の範
    囲第8項記載の磁気共鳴画像システムの直交アンテナ装
    置。
  10. 【請求項10】前記追加結合作成手段は、第1の極性の
    可調整結合を作成する手段と、第2の極性の固定結合を
    作成する手段と、前記可調整結合作成手段および固定結
    合作成手段を接続して可調整結合と固定作成結合を組み
    合わせ、負から正におよび範囲で変更可能な追加結合を
    第1および第2端子対に作り出す手段とを備えるもので
    ある特許請求の第1項記載の磁気共鳴画像システムの直
    交アンテナ装置。
  11. 【請求項11】前記可調整結合手段は、前記第1および
    第2端子対の第1端子間に直列接続した2つの第1コン
    デンサと、前記第1および第2端子対の第2端子間に直
    列接続した2つの第2コンデンサと、前記2つの第1コ
    ンデンサのコモン接続側と前記2つの第2コンデンサの
    コモン接続側との間に接続した可変コンデンサを有する
    ものであり、前記固定結合作成手段は前記第1および第
    2端子対の第1端子間に直列接続した2つの第1コンデ
    ンサと、前記第1および第2端子対の第2端子間に直列
    接続した2つの第2コンデンサと、前記2つの第1コン
    デンサのコモン接続側と前記2つの第2コンデンサのコ
    モン接続側との間に接続した可変コンデンサを有するも
    のである特許請求の範囲第10項記載の磁気共鳴画像シス
    テムの直交アンテナ装置。
  12. 【請求項12】前記追加結合作成手段は、第1の極性の
    可調整結合作成手段と、第2の極性の可調整結合作成手
    段と、前記第1および第2の可調整結合作成手段とを接
    続して2つの可調整結合を組み合わせて負から正の範囲
    にわたって変更可能な追加結合を第1および第2端子対
    に作り出す手段とを備えるものである特許請求の範囲第
    1項記載の磁気共鳴画像システムの直交アンテナ装置。
  13. 【請求項13】前記第1の可調整結合作成手段は、前記
    第1および第2端子対の第1端子間に直列接続した2つ
    の第1コンデンサと、前記第1および第2端子対の第2
    端子間に直列接続した2つの第2コンデンサと、前記2
    つの第1コンデンサのコモン接続側と前記2つの第2コ
    ンデンサのコモン接続側との間に接続した可変コンデン
    サを有するものであり、前記第2の可調整結合作成手段
    は前記第1および第2端子対の第1端子間に直列接続し
    た2つの第1コンデンサと、前記第1および第2端子対
    の第2端子間に直列接続した2つの第2コンデンサと、
    前記2つの第1コンデンサのコモン接続側と前記2つの
    第2コンデンサのコモン接続側との間に接続した可変コ
    ンデンサを有するものである特許請求の範囲第12項記載
    の磁気共鳴画像システムの直交アンテナ装置。
  14. 【請求項14】前記追加結合作成手段は、第1の極性の
    可調整結合作成手段と、第2の極性の固定結合作成手段
    と、前記可調整結合作成手段と固定結合作成手段とを接
    続して可調整結合および固定結合を組み合わせて負から
    正の範囲にわたって変更可能な追加結合を第1および第
    2端子対に作り出す手段とを備えるものである特許請求
    の範囲第1項記載の磁気共鳴画像システムの直交アンテ
    ナ装置。
JP62296273A 1986-11-26 1987-11-26 磁気共鳴画像システムの直交アンテナ装置 Expired - Fee Related JP2577406B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US06/935,001 US4769605A (en) 1986-11-26 1986-11-26 Network to cancel coupling between channels of quadrature antenna coil assembly in a magnetic resonance imaging system
US935,001 1986-11-26

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPS63139535A JPS63139535A (ja) 1988-06-11
JP2577406B2 true JP2577406B2 (ja) 1997-01-29

Family

ID=25466424

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP62296273A Expired - Fee Related JP2577406B2 (ja) 1986-11-26 1987-11-26 磁気共鳴画像システムの直交アンテナ装置

Country Status (2)

Country Link
US (1) US4769605A (ja)
JP (1) JP2577406B2 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN100516922C (zh) * 2003-06-13 2009-07-22 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于磁共振成像的顶部拼合射频线圈及磁共振成像设备

Families Citing this family (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4879516A (en) * 1985-08-14 1989-11-07 Picker International, Inc. Precision electrical adjustment of quadrature coil isolation
DE3820168A1 (de) * 1988-06-14 1989-12-21 Philips Patentverwaltung Kernspinuntersuchungsgeraet mit einer schaltung zum entkoppeln der beiden spulensysteme einer quadraturspulenanordnung
US5302901A (en) * 1991-08-26 1994-04-12 U.S. Philips Corporation Magnetic resonance apparatus comprising decoupled receiver coils
US5343171A (en) * 1992-09-28 1994-08-30 Kabushiki Kaish Toshiba Circuit for improving carrier rejection in a balanced modulator
US5546000A (en) * 1995-03-24 1996-08-13 Bruker Instruments, Inc. Method for the reduction of radiation damping during signal acqusition in NMR experiments
GB9508635D0 (en) * 1995-04-28 1995-06-14 Mansfield Peter Method and apparatus for elimination of mutual coupling in magnetic coils
US5602479A (en) * 1995-08-08 1997-02-11 Picker International, Inc. Quadrature radio frequency coil for magnetic resonance imaging
US5664568A (en) 1995-08-08 1997-09-09 Picker International, Inc. Split-top, neck and head vascular array for magnetic resonance imaging
WO1998037438A1 (en) * 1997-02-25 1998-08-27 Advanced Imaging Research, Inc. Radio-frequency coil array for resonance analysis
US6029082A (en) * 1997-11-24 2000-02-22 Picker International, Inc. Less-claustrophobic, quadrature, radio-frequency head coil for nuclear magnetic resonance
US6323648B1 (en) * 1997-11-26 2001-11-27 Medrad, Inc. Peripheral vascular array
US6348794B1 (en) 2000-01-18 2002-02-19 Ge Yokogawa Medical Systems, Limited RF coil for magnetic resonance imaging having three separate non-overlapping coils electrically isolated from each other
US7177671B2 (en) * 2001-05-08 2007-02-13 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc RF coil, RF signal transmitter receiver, RF signal receiver, and magnetic resonance imaging system for the inferior abdomen
DE10317629B8 (de) * 2002-04-17 2010-03-04 Ge Medical Systems Global Technology Company Llc, Waukesha RF-Spule und Magnetresonanzabbildungsvorrichtung
US6727703B2 (en) * 2002-05-17 2004-04-27 General Electric Company Method and apparatus for decoupling RF detector arrays for magnetic resonance imaging
KR100450824B1 (ko) * 2002-11-06 2004-10-01 삼성전자주식회사 고주파용 가변 캐패시터 구조 및 그 제조방법
JP2006080620A (ja) * 2004-09-07 2006-03-23 Niigata Seimitsu Kk Vhf帯受信機
US8970217B1 (en) 2010-04-14 2015-03-03 Hypres, Inc. System and method for noise reduction in magnetic resonance imaging
US9547894B2 (en) 2013-10-08 2017-01-17 Toshiba Medical Systems Corporation Apparatus for, and method of, processing volumetric medical image data
KR101734998B1 (ko) * 2015-08-31 2017-05-12 삼성전자주식회사 자기공명영상장치 및 그 제어방법

Family Cites Families (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB1275902A (en) * 1968-08-09 1972-06-01 Perkin Elmer Ltd Nuclear magnetic resonance probe
US4695801A (en) * 1986-02-10 1987-09-22 The Regents Of The University Of California Matched guadrature coils for MRI with minimized intercoil coupling

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN100516922C (zh) * 2003-06-13 2009-07-22 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于磁共振成像的顶部拼合射频线圈及磁共振成像设备

Also Published As

Publication number Publication date
US4769605A (en) 1988-09-06
JPS63139535A (ja) 1988-06-11

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP2577406B2 (ja) 磁気共鳴画像システムの直交アンテナ装置
US4918388A (en) Quadrature surface coils for magnetic resonance imaging
US4638253A (en) Mutual inductance NMR RF coil matching device
US4725779A (en) NMR local coil with improved decoupling
US5565779A (en) MRI front end apparatus and method of operation
US4446431A (en) Double-tuned single coil probe for nuclear magnetic resonance spectrometer
US4885539A (en) Volume NMR coil for optimum signal-to-noise ratio
US5006805A (en) Surface coil arrangement for use in a nuclear magnetic resonance apparatus
US4707664A (en) QD MRI RE coil using non-homogeneous and non-uniform RF field distribution
US5302901A (en) Magnetic resonance apparatus comprising decoupled receiver coils
JPH07204178A (ja) 磁気共鳴イメージングrfコイルのチューニング方法および装置
US3771055A (en) Double nuclear magnetic resonance coil
US4987370A (en) Rf quadrature coil system for an MRI apparatus
JPS6252443A (ja) Mr装置のプロ−ブ同調回路
EP0516902A1 (en) Feedback circuit for noiseless damping of the Q of an MRI receiver antenna
EP0177855B1 (en) Radio frequency field coil for nmr
US4835472A (en) Local coil for detecting nuclear magnetic resonance signals from an examination subject
JPH0277236A (ja) Mr検査装置
US6535084B1 (en) Method and apparatus for designing an RF coil assembly
US5708361A (en) Antenna arrangement for a magnetic resonance apparatus
EP0609810B1 (en) Orthogonal RF coil for MRI apparatus
US6084551A (en) Electromagnetic probe for the detection of e-field and h-field radiation
JP2711252B2 (ja) 特に核磁気共鳴イメージング装置のためのパッシブ・デカップリング式受信アンテナ
US6133737A (en) Circularly polarizing antenna for a magnetic resonance apparatus
Ortega-Molina et al. Polarization response of two crossed monopoles on a spacecraft

Legal Events

Date Code Title Description
LAPS Cancellation because of no payment of annual fees