JPH03103232A - Ｍｒｉ装置用受信コイル装置 - Google Patents
Ｍｒｉ装置用受信コイル装置Info
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- JPH03103232A JPH03103232A JP1242806A JP24280689A JPH03103232A JP H03103232 A JPH03103232 A JP H03103232A JP 1242806 A JP1242806 A JP 1242806A JP 24280689 A JP24280689 A JP 24280689A JP H03103232 A JPH03103232 A JP H03103232A
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- 230000006698 induction Effects 0.000 abstract 4
- 230000006866 deterioration Effects 0.000 abstract 2
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 5
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 5
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 2
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 2
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- 238000000034 method Methods 0.000 description 2
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- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 1
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
［発明の目的コ
（産業上の利用分野）
本発明は、生体（通常は患者）を撮影するためのＭＲＩ
装置用受信コイル装置に関する。
装置用受信コイル装置に関する。
（従来の技術）
従来の受信コイル装置１の概略回路図を第２図に示し、
ＭＲＩ装置においける照射コイル３と受信コイル２との
位置関係を第３図に示す。
ＭＲＩ装置においける照射コイル３と受信コイル２との
位置関係を第３図に示す。
ＭＲｒ装置に用いられる受信コイル装置１には、第２図
に示すように、受信コイル部２をコイルＬエとし、この
コイルＬエに可変容量コンデンサＣ０を接続してＬＣ共
振回路を形或して或る受信回路Ｋ１を有している。
に示すように、受信コイル部２をコイルＬエとし、この
コイルＬエに可変容量コンデンサＣ０を接続してＬＣ共
振回路を形或して或る受信回路Ｋ１を有している。
撮影を行う場合は、前記コイル部２を第３図に示すよう
に、患者Ｐに近づけて配置し、照射コイル３より高周波
パルス（以下ｒＲＦパルス」という）を患者Ｐに照射し
て患者Ｐの体内に磁気共鳴現象を起こさせ、前記受信回
路Ｋ１により、患者Ｐから磁気共鳴信号（以下ｒＭＲ信
号」という）を受信して行うようにしている。
に、患者Ｐに近づけて配置し、照射コイル３より高周波
パルス（以下ｒＲＦパルス」という）を患者Ｐに照射し
て患者Ｐの体内に磁気共鳴現象を起こさせ、前記受信回
路Ｋ１により、患者Ｐから磁気共鳴信号（以下ｒＭＲ信
号」という）を受信して行うようにしている。
照射コイル３よりＲＦパルスを照射する際、大電流を照
射コイル３に流しているため、前記受信回路Ｋエが共振
状態となると、この受信回路Ｋ１にも大電流が流れて患
者が火傷をするおそれがある。
射コイル３に流しているため、前記受信回路Ｋエが共振
状態となると、この受信回路Ｋ１にも大電流が流れて患
者が火傷をするおそれがある。
そこで、照射コイル３が照射している間は、受信回路Ｋ
１が共振状態とならないよう第３図に示すように、ＰＩ
ＮダイオードＤ２＋ 高周波コイル（チョールコイル）
Ｌ２及び固定コンデンサＣ２を有してＬＣ共振回路を形
威し、前記受信回路Ｋ１に接続された切換回路Ｋ２を共
振状態とし、前記受信回路Ｋ１を非共振状態（デカ・ソ
プリング状態ともいう）としている。
１が共振状態とならないよう第３図に示すように、ＰＩ
ＮダイオードＤ２＋ 高周波コイル（チョールコイル）
Ｌ２及び固定コンデンサＣ２を有してＬＣ共振回路を形
威し、前記受信回路Ｋ１に接続された切換回路Ｋ２を共
振状態とし、前記受信回路Ｋ１を非共振状態（デカ・ソ
プリング状態ともいう）としている。
受信回路Ｋ１をデカツプリング状態とする方法には、通
常、前記ＰＩＮダイオードＤ２のように外部より素子を
作動させる能動型が用いられている。
常、前記ＰＩＮダイオードＤ２のように外部より素子を
作動させる能動型が用いられている。
すなわち、照射コイル３が照射する際、ＰＩＮダイオー
ドＤ２のカソードに負のバイアス電圧を印加してある値
以上の電流を流してこのＰＩＮダイオードＤ２をオン（
閉）の状態とし、切換回路Ｋ２を受信回路Ｋ０と同じ周
波数ｆ。で共振させる。この切換回路Ｋ２が共振すると
、受信回路Ｋエの共振周波数がずれるため受信回路Ｋ１
は共振しなくなり、患者の火傷を防ぐことができる。
ドＤ２のカソードに負のバイアス電圧を印加してある値
以上の電流を流してこのＰＩＮダイオードＤ２をオン（
閉）の状態とし、切換回路Ｋ２を受信回路Ｋ０と同じ周
波数ｆ。で共振させる。この切換回路Ｋ２が共振すると
、受信回路Ｋエの共振周波数がずれるため受信回路Ｋ１
は共振しなくなり、患者の火傷を防ぐことができる。
？た、患者ＰからＲＦ信号を受信する場合は、ＰＩＮダ
イオードＤ２のカソードに正のバイアス電圧を印加して
ＰＩＮダイオードＤ２をオフ（開）の状態として受信回
路Ｋ１を共振状態とし、受信コイル部２が受信したＭＲ
信号をケーブルＷ３に送出し、このＭＲ信号に基づいて
磁気共鳴画像を再構或するようにしている。
イオードＤ２のカソードに正のバイアス電圧を印加して
ＰＩＮダイオードＤ２をオフ（開）の状態として受信回
路Ｋ１を共振状態とし、受信コイル部２が受信したＭＲ
信号をケーブルＷ３に送出し、このＭＲ信号に基づいて
磁気共鳴画像を再構或するようにしている。
ところで、ＰＩＮダイオードＤ２には、このダイオード
Ｄ２を駆動するための電源を必要とする。
Ｄ２を駆動するための電源を必要とする。
そしてこの電源には、通常、０電位としての接地ライン
が設けられている。また電源に接続された電源ラインＷ
１，Ｗ２には、受信回路Ｋ■から受信信号が電源側に漏
れないようにコンデンサＣ３＋Ｃ４及びコイルＬ３，Ｌ
４によりトラップ回路Ｋ，，Ｋ４を形成し、前記受信回
路Ｋ１の共振周波数に同調させるべくこの回路Ｋ３，Ｋ
４を周波数ｆ。で共振するよう調整している。
が設けられている。また電源に接続された電源ラインＷ
１，Ｗ２には、受信回路Ｋ■から受信信号が電源側に漏
れないようにコンデンサＣ３＋Ｃ４及びコイルＬ３，Ｌ
４によりトラップ回路Ｋ，，Ｋ４を形成し、前記受信回
路Ｋ１の共振周波数に同調させるべくこの回路Ｋ３，Ｋ
４を周波数ｆ。で共振するよう調整している。
（発明が解決しようとする課題）
しかし、上記トラップ回路Ｋ３．Ｋ４のチューニング調
整は、難しく完全なチューニングは困？である。このた
め、トラップ回路Ｋ ３ ， Ｋ ４のチューニング
が不完全となると、受信回路Ｋ■からの電流がトラップ
回路Ｋ ３ ， Ｋ ４から更に接地側に流れて、Ｑ値
が低下しこれに伴うＳ／Ｎが低下するという問題があっ
た。
整は、難しく完全なチューニングは困？である。このた
め、トラップ回路Ｋ ３ ， Ｋ ４のチューニング
が不完全となると、受信回路Ｋ■からの電流がトラップ
回路Ｋ ３ ， Ｋ ４から更に接地側に流れて、Ｑ値
が低下しこれに伴うＳ／Ｎが低下するという問題があっ
た。
また、受信回路Ｋ１をデカップリング状態とする方法と
して、ダイオードがオンする程度のパワーのあるＲＦパ
ルスを受けてデカツプリング用トラップ回路を駆動する
受動型があるが、照射コイルと受信コイルとの位置関係
によっては照射コイルのチューニング調整ができなくな
る。このため所望磁気共鳴像の方向が制限されてしまう
という問題があった。
して、ダイオードがオンする程度のパワーのあるＲＦパ
ルスを受けてデカツプリング用トラップ回路を駆動する
受動型があるが、照射コイルと受信コイルとの位置関係
によっては照射コイルのチューニング調整ができなくな
る。このため所望磁気共鳴像の方向が制限されてしまう
という問題があった。
そこで本発明は上記事情に鑑みてなされたものであり、
磁気共鳴像の方向が制限されず、しかもＳ／Ｎ低下を防
止し、信頼性の高いＭＲＩ装置用受信コイル装置を提供
することを目的としている。
磁気共鳴像の方向が制限されず、しかもＳ／Ｎ低下を防
止し、信頼性の高いＭＲＩ装置用受信コイル装置を提供
することを目的としている。
［発明の構或］
（課題を解決するための手段）
上記目的を達戒するために本発明は、照射コイルから生
体に向けて高周波パルスを照射して生体内に磁気共鳴現
象を生じさせ、前記生体内から発生する磁気共鳴信号を
共振状態で受信する受信回路と、この受信回路の共振状
態を非共振状態に切り替える切換回路とを有するＭＲｔ
装置用受信コイル装置において、前記切換回路を放射波
感応素子を用いた非接地回路とすることを特徴としたも
のである。
体に向けて高周波パルスを照射して生体内に磁気共鳴現
象を生じさせ、前記生体内から発生する磁気共鳴信号を
共振状態で受信する受信回路と、この受信回路の共振状
態を非共振状態に切り替える切換回路とを有するＭＲｔ
装置用受信コイル装置において、前記切換回路を放射波
感応素子を用いた非接地回路とすることを特徴としたも
のである。
（作 用）
以下に上記構成の装置の作用を説明する。
この受信コイル装置により磁気共鳴信号を受信しない場
合は、切換回路の放射波感応素子に放射波を照射し、切
換回路を共振状態として受信回路を非共振状態とする。
合は、切換回路の放射波感応素子に放射波を照射し、切
換回路を共振状態として受信回路を非共振状態とする。
磁気共鳴信号を受信する場合は、放射波感応素子への放
射波の照射を停止し受信回路を共振状態とする。切換回
路は非接地回路としているので、磁気共鳴信号を受信す
る場合に受信信号の漏れを防止する。
射波の照射を停止し受信回路を共振状態とする。切換回
路は非接地回路としているので、磁気共鳴信号を受信す
る場合に受信信号の漏れを防止する。
（実施例）
以下に本発明の実施例を詳細に説明する。
？１図は本発明の一実施例装置１０の概略回路図である
。
。
この装置１０は、患者Ｐ内に生じた磁気共鳴現象に基づ
＜ＭＲ信号を共振状態で受信する受信回路Ｋ１．と、こ
の受信回路Ｋ０１の共振状態を非共振状態に切り換える
切換回路Ｋ１■とを有している。
＜ＭＲ信号を共振状態で受信する受信回路Ｋ１．と、こ
の受信回路Ｋ０１の共振状態を非共振状態に切り換える
切換回路Ｋ１■とを有している。
前記受信回路Ｋ１■は、コイル部１２をコイルＬｌｌと
して、このコイルＬｌｌに可変容量コンデンサＣｌｌを
接続してＬＣ共振回路を形或している。
して、このコイルＬｌｌに可変容量コンデンサＣｌｌを
接続してＬＣ共振回路を形或している。
前記切換回路Ｋ１■は、放射波感応素子としてのホトダ
イオードＤ１■，チョークコイルＬ１■及び固定容量コ
ンデンサＣ１■を有してＬＣ共振回路を形成しており、
受信回路Ｋ■１の能動型のデカップリング動作を行うも
のである。ホトダイオードＤ１■は、放射波としての光
信号を受けて電気信号に変換するもので、駆動のための
電源を必要としない。
イオードＤ１■，チョークコイルＬ１■及び固定容量コ
ンデンサＣ１■を有してＬＣ共振回路を形成しており、
受信回路Ｋ■１の能動型のデカップリング動作を行うも
のである。ホトダイオードＤ１■は、放射波としての光
信号を受けて電気信号に変換するもので、駆動のための
電源を必要としない。
または、電源とは電気的に絶縁されている。これにより
、前記切換回路Ｋ１■の接地を排除している。
、前記切換回路Ｋ１■の接地を排除している。
上記構成の装置１０の作用を第３図をも参照して説明す
る。
る。
？射コイル３より患者Ｐに向けてＲＦパルスを照射する
。このとき、ホトダイオードＤ１■に光を照射してこの
ホトダイオードＤ１■をオン状態とし、切換回路Ｋ１■
を共振させる。切換回路Ｋ１■が共振すると受信回路Ｋ
１、の共振周波数がずれて受信回路Ｋ■１はデカップリ
ング状態、すなわち共振しない状態となる。
。このとき、ホトダイオードＤ１■に光を照射してこの
ホトダイオードＤ１■をオン状態とし、切換回路Ｋ１■
を共振させる。切換回路Ｋ１■が共振すると受信回路Ｋ
１、の共振周波数がずれて受信回路Ｋ■１はデカップリ
ング状態、すなわち共振しない状態となる。
次に、患者Ｐの体内に磁気共鳴現象が生じると、ホトダ
イオードＤ１。への光の照射を中止し、患者Ｐの体内か
らのＭＲ信号を受信して切換回路Ｋ１２を共振状態とさ
せる。
イオードＤ１。への光の照射を中止し、患者Ｐの体内か
らのＭＲ信号を受信して切換回路Ｋ１２を共振状態とさ
せる。
受信回路Ｋ１■により受信されたＭＲ信号は、ケーブル
Ｗ■３により受信され、このＭＲ信号に基づき磁気共鳴
画像が再構成される。
Ｗ■３により受信され、このＭＲ信号に基づき磁気共鳴
画像が再構成される。
このようにして、照射コイル３よりＲＦパルスが照射さ
れている間は、切換回路Ｋ１■により受信しないように
しているので、患者Ｐに火傷を負わせることがなく、切
換回路が接地されていないのでＲＦ信号が漏れることが
ないので、Ｓ／Ｎ向上が図れる。
れている間は、切換回路Ｋ１■により受信しないように
しているので、患者Ｐに火傷を負わせることがなく、切
換回路が接地されていないのでＲＦ信号が漏れることが
ないので、Ｓ／Ｎ向上が図れる。
また、ダイオードを駆動するためのラインが、ダイオー
ドに直接電気的に接続されることはないので、トラップ
回路のチューニング調整が不要となる。
ドに直接電気的に接続されることはないので、トラップ
回路のチューニング調整が不要となる。
更に、駆動ラインに従来取り付けていたトラップ回路が
不要となるので、受信コイル装置の構成の簡素化及び小
型化が図れる。
不要となるので、受信コイル装置の構成の簡素化及び小
型化が図れる。
以上、一実施例について説明したが、本発明はこれに限
定されるものでなく、その要旨を変更しない範囲で種々
に変形実施が可能である。
定されるものでなく、その要旨を変更しない範囲で種々
に変形実施が可能である。
例えば、放射波感応素子としてホトダイオードを用いた
が、電磁波，音等の放射波に感応し直接、コイル系に接
続する電源を必要としない素子ならば他の素子を用いて
もよい。
が、電磁波，音等の放射波に感応し直接、コイル系に接
続する電源を必要としない素子ならば他の素子を用いて
もよい。
［発明の効果コ
以上詳述した本発明によれば、放射波感応素子を用いた
非接地回路により形成された切換回路により、受信回路
の共振状態を非共振状態に切り換えるようにしているの
で、受信回路が共振状態で磁気共鳴信号を受信する場合
に、信号が漏れる？とかないため、Ｓ／Ｎ低下を防止で
き、しかも磁気共鳴像の方向が制限されず、信頼性の高
いＭＲＩ装置用受信コイル装置を提供することができる
。
非接地回路により形成された切換回路により、受信回路
の共振状態を非共振状態に切り換えるようにしているの
で、受信回路が共振状態で磁気共鳴信号を受信する場合
に、信号が漏れる？とかないため、Ｓ／Ｎ低下を防止で
き、しかも磁気共鳴像の方向が制限されず、信頼性の高
いＭＲＩ装置用受信コイル装置を提供することができる
。
第１図は本発明の一実施例装置の概略回路図、第２図は
従来例装置の概略回路図、第３図は照射コイルと受信コ
イルとの位置関係を示す説明図である。 ３・・・照射コイル、 １０・・・ＭＲＩ装置用受信コイル装置、Ｄ１■・・・
ホトダイオード（放射波感応素子）、Ｋエ、・・・受信
回路、 Ｋ１■・・・切換回路、 Ｐ・・・患者（生体）。 第 ＫＩｒ＃花回１岑 １ 図 第 ２ 図
従来例装置の概略回路図、第３図は照射コイルと受信コ
イルとの位置関係を示す説明図である。 ３・・・照射コイル、 １０・・・ＭＲＩ装置用受信コイル装置、Ｄ１■・・・
ホトダイオード（放射波感応素子）、Ｋエ、・・・受信
回路、 Ｋ１■・・・切換回路、 Ｐ・・・患者（生体）。 第 ＫＩｒ＃花回１岑 １ 図 第 ２ 図
Claims (2)
- （１）照射コイルから生体に向けて高周波パルスを照射
して生体内に磁気共鳴現象を生じさせ、前記生体内から
発生する磁気共鳴信号を共振状態で受信する受信回路と
、この受信回路の共振状態を非共振状態に切り替える切
換回路とを有するＭＲＩ装置用受信コイル装置において
、前記切換回路を放射波感応素子を用いた非接地回路と
することを特徴とするＭＲＩ装置用受信コイル装置。 - （２）前記放射波感応素子をホトダイオードとする請求
項１記載のＭＲＩ装置用受信コイル装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1242806A JP2807281B2 (ja) | 1989-09-18 | 1989-09-18 | Ｍｒｉ装置用受信コイル装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1242806A JP2807281B2 (ja) | 1989-09-18 | 1989-09-18 | Ｍｒｉ装置用受信コイル装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03103232A true JPH03103232A (ja) | 1991-04-30 |
| JP2807281B2 JP2807281B2 (ja) | 1998-10-08 |
Family
ID=17094564
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1242806A Expired - Lifetime JP2807281B2 (ja) | 1989-09-18 | 1989-09-18 | Ｍｒｉ装置用受信コイル装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2807281B2 (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2013003006A (ja) * | 2011-06-17 | 2013-01-07 | Kanazawa Inst Of Technology | クアドラチャー・コイル装置および磁気共鳴分析装置 |
| US11137459B2 (en) | 2018-03-29 | 2021-10-05 | Koninklijke Philips N.V. | Radio frequency (RF) antenna element with a detuning system |
| US11243279B2 (en) | 2018-03-29 | 2022-02-08 | Koninklijke Philips N.V. | Radio frequency (RF) antenna element with a (de) tuning system |
-
1989
- 1989-09-18 JP JP1242806A patent/JP2807281B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2013003006A (ja) * | 2011-06-17 | 2013-01-07 | Kanazawa Inst Of Technology | クアドラチャー・コイル装置および磁気共鳴分析装置 |
| US11137459B2 (en) | 2018-03-29 | 2021-10-05 | Koninklijke Philips N.V. | Radio frequency (RF) antenna element with a detuning system |
| US11243279B2 (en) | 2018-03-29 | 2022-02-08 | Koninklijke Philips N.V. | Radio frequency (RF) antenna element with a (de) tuning system |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2807281B2 (ja) | 1998-10-08 |
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