JPH05109U - Receiver coil for magnetic resonance imaging - Google Patents
Receiver coil for magnetic resonance imagingInfo
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- coil
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Abstract
(57)【要約】
【目的】磁気共鳴イメージング装置の受信コイルにおい
て、使用状態での周波数特性を平坦化し、同調操作を不
要にする。
【構成】図1に示す受信コイル2に入力インピーダンス
7を低く設定したプリアンプ23を接続し、この入力イ
ンピーダンス7によって共振回路をなす受信コイル2の
選択度を抑制し、広い周波数範囲にわたって特性を平坦
化してコイル素子の定数が変化した際にも同調を取らな
くて済むようにする。
【効果】従来、可変容量素子の使用によって撮像の度に
微調整していた共振周波数を本発明によって調整不要に
できるため、撮像準備時間の短縮や、特に使用状態で高
いQ値を有する受信コイルの安定化に効果がある。ま
た、柔軟導体を使用するフレキシブルコイルを容易に実
現することが可能となる。
(57) [Summary] [Object] To flatten the frequency characteristics of a receiving coil of a magnetic resonance imaging apparatus in use and eliminate the need for tuning operation. [Structure] A preamplifier 23 whose input impedance 7 is set low is connected to the receiving coil 2 shown in FIG. 1, and the input impedance 7 suppresses the selectivity of the receiving coil 2 forming a resonance circuit and flattens the characteristics over a wide frequency range. Therefore, it is not necessary to tune even when the constant of the coil element changes. [Advantageous Effects] Since the resonance frequency, which has been finely adjusted every time of imaging by using the variable capacitance element, can be eliminated by the present invention, the preparation time for imaging can be shortened, and the receiving coil having a high Q value especially in use condition. It is effective in stabilizing. Moreover, it becomes possible to easily realize a flexible coil using a flexible conductor.
Description
【0001】[0001]
本考案は、磁気共鳴を利用して被検体の所望箇所を画像化する磁気共鳴イメー ジング装置における受信コイルに関するものである。 The present invention relates to a receiving coil in a magnetic resonance imaging apparatus that uses magnetic resonance to image a desired portion of a subject.
【0002】[0002]
磁気共鳴イメージング装置(以下MRI装置と記す)は、核磁気共鳴現象を利 用して被検体中の所望の検査部位における原子核スピンの密度分布,緩和時間分 布等を計測して、その計測データから被検体の断面を画像表示するものである。 均一で強力な静磁場発生装置内に置かれた被検体の原子核スピンは、静磁場の 強さによって定まる周波数(ラーモア周波数)で静磁場の方向を軸として歳差運 動を行なう。そこで、このラーモア周波数に等しい周波数の高周波パルスを外部 より照射すると、スピンが励起され高いエネルギー状態に遷移する(核磁気共鳴 現象)。この照射を打ち切ると、スピンはそれぞれの状態に応じた時定数でもと の低いエネルギー状態にもどり、このときに外部に電磁波(NMR信号)を放出 する。これをその周波数に同調した高周波受信コイルで検出する。このとき、空 間内に位置情報を付加する目的で、3軸の傾斜磁場を静磁場空間に印加する。こ の結果、空間内の位置情報を周波数情報として捕えることが可能である。 A magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter referred to as an MRI apparatus) uses a nuclear magnetic resonance phenomenon to measure the density distribution of nuclear spins, relaxation time distribution, etc. at a desired examination site in a subject, and the measured data The image of the cross section of the subject is displayed. The nuclear spins of the subject placed in the uniform and strong static magnetic field generator perform precession around the direction of the static magnetic field at a frequency (Larmor frequency) determined by the strength of the static magnetic field. Therefore, when a high-frequency pulse with a frequency equal to this Larmor frequency is externally irradiated, spins are excited and transit to a high energy state (nuclear magnetic resonance phenomenon). When this irradiation is stopped, the spin returns to the original low energy state with a time constant corresponding to each state, and at this time, an electromagnetic wave (NMR signal) is emitted to the outside. This is detected by the high frequency receiving coil tuned to the frequency. At this time, a triaxial gradient magnetic field is applied to the static magnetic field space for the purpose of adding position information to the space. As a result, it is possible to capture position information in space as frequency information.
【0003】 受信コイルは図2に示すように導体ループ1のインダクタンスと共振容量3, 4によってラーモア周波数に同調を取るが、このインピーダンス特性は図3によ ってラーモア周波数に同調を取るが、このインピーダンス特性は図3に示すよう な並列共振特性となり、共振点で純抵抗の最大インピーダンスを示す。共振特性 の鋭さ(Q値)はコイル回路に直列に接続されていると見なせる抵抗5(受信コ イルを構成している素子の抵抗と人体との結合損失によって生じる等価抵抗から なる)によって決定され、これが小さいほどQ値は大きくなり鋭い共振特性とな る。共振時のインピーダンスは共振容量3と4の比を変えることによって調整可 能であり、出力端子9と並列に接続されている容量4を小さくするとQ値によっ て決定される範囲内でインピーダンスを大きくすることができる。また、この容 量4をマッチング容量と呼ぶ。The receiving coil is tuned to the Larmor frequency by the inductance of the conductor loop 1 and the resonance capacitors 3 and 4 as shown in FIG. 2, and this impedance characteristic is tuned to the Larmor frequency according to FIG. This impedance characteristic becomes a parallel resonance characteristic as shown in Fig. 3, and shows the maximum impedance of pure resistance at the resonance point. The sharpness (Q value) of the resonance characteristic is determined by the resistance 5 (consisting of the resistance of the elements forming the receiving coil and the equivalent resistance generated by the coupling loss with the human body) that can be regarded as being connected in series with the coil circuit. However, the smaller this value is, the larger the Q value is, resulting in a sharp resonance characteristic. The impedance at resonance can be adjusted by changing the ratio of the resonance capacitances 3 and 4, and if the capacitance 4 connected in parallel with the output terminal 9 is reduced, the impedance will be adjusted within the range determined by the Q value. Can be large. Moreover, this capacity 4 is called a matching capacity.
【0004】[0004]
受信コイルは同調をとって使用するが、これは受信コイルの周波数選択性を利 用するのではない。NMR信号の方がはるかに狭帯域だからである。同調の目的 は接続されるプリアンプの特性に起因している。 The receive coil is used in tune, but this does not take advantage of the receive coil's frequency selectivity. This is because the NMR signal has a much narrower band. The purpose of tuning is due to the characteristics of the connected preamplifier.
【0005】 増幅器のノイズを考える際には、図4に示すようにノイズを全く生じない増幅 器Aを板想し、この入力に増幅器内部で発生する電圧性ノイズEnと電流性ノイ ズInが接続されているものとする(Riは増幅器の入力抵抗)。これに信号源 を接続するが、信号源抵抗をRs、これによって生じる熱雑音をEtとすると、 増幅器に入力される全ノイズ電圧ENは図5に示すように信号源抵抗Rsによっ て変化し、熱雑音Etと全ノイズ電圧ENが最も接近する点、つまり、増幅器の 固有ノイズが最も小さくなる点が存在する。従って、信号源抵抗Rsをこのよう な値に調整して使用することがSN比を向上するために必要であり、受信コイル の共振時インピーダンスはプリアンプのノイズ最小信号源抵抗Rsに一致するよ うにマッチング容量4によって調整されている。勿論、インピーダンスの増加に 伴い、その平方根に比例して熱雑音Etも増加するが、信号電圧そのものも信号 源抵抗Rsの平方根に比例して取り出せるので、受信コイル単体に関しては共振 時インピーダンスを変えてもSN比は一定である。同調が外れると受信コイルの インピーダンスが低下し、プリアンプの発生ノイズが増加するため、SN比が低 下する結果となる。When considering the noise of the amplifier, as shown in FIG. 4, the amplifier A that does not generate noise at all is considered, and the voltage noise En and the current noise In generated inside the amplifier are input to this input. It is assumed that they are connected (Ri is the input resistance of the amplifier). Although a signal source is connected to this, assuming that the signal source resistance is Rs and the thermal noise generated by this is Et, the total noise voltage EN input to the amplifier changes with the signal source resistance Rs as shown in FIG. , There is a point where the thermal noise Et and the total noise voltage EN are closest to each other, that is, a point where the inherent noise of the amplifier is the smallest. Therefore, it is necessary to adjust the signal source resistance Rs to such a value and use it in order to improve the SN ratio, so that the resonance impedance of the receiving coil matches the noise minimum signal source resistance Rs of the preamplifier. It is adjusted by the matching capacitance 4. Of course, as the impedance increases, the thermal noise Et also increases in proportion to its square root, but since the signal voltage itself can also be taken out in proportion to the square root of the signal source resistance Rs, the impedance at resonance of the receiving coil alone should be changed. Also, the SN ratio is constant. If the tuning is lost, the impedance of the receiving coil is lowered and the noise generated by the preamplifier is increased, resulting in a lower SN ratio.
【0006】 従来はこの同調操作に受信コイル回路に可変容量素子を接続し、外部より同調 を取れるようにして対処していたが、フレキシブルコイル等のように導体ループ の変形が大きくインダクタンスが大幅に変化する受信コイルや、人体との結合が 弱く使用時のQ値の高い受信コイルでは大幅な可変範囲や微妙な調整が必要とな り、同調操作に問題があった。本考案の目的は、この従来手段による受信コイル の同調に関する問題を解決し、良好な画像を得ることができるMRI装置用受信 コイルを提供することにある。Conventionally, this tuning operation has been dealt with by connecting a variable capacitance element to the receiving coil circuit so that tuning can be performed from the outside, but the conductor loop is largely deformed like a flexible coil and the inductance is significantly increased. There was a problem in tuning operation because the receiving coil that changes and the receiving coil that is weakly coupled to the human body and has a high Q value when used require a large variable range and fine adjustment. An object of the present invention is to provide a receiver coil for an MRI apparatus that solves the problem of tuning the receiver coil by the conventional means and can obtain a good image.
【0007】[0007]
前記問題点は、受信コイルの周波数に対するインピーダンス特性の変化が大き いことに起因している。これを解決するには共振特性のQ値を抑制させれば良い 。Q値は受信コイル回路の直列抵抗を大きくすることによって下げられるが、素 子の抵抗値を増加することは受信感度の低下となるため望ましくない。また、人 体との結合損失はコイルの形状などによって決定されるもので任意に調整するこ とはできない。そこで、受信コイルに接続されるプリアンプの人力インピーダン スを十分に小さく設定することによってQ値低減の効果を得られるようにする。 プリアンプの入力インピーダンスは帰還条件によって任意に設定可能であり、通 常は信号源を乱さないように高いインピーダンスにするか、あるいは伝送ライン とのマッチングをとって使用される。これをあえて低いインピーダンスにして使 用することによって、受信コイル回路に並列に低い抵抗値が接続されることにな るため、Q値を抑制することが可能となる。また、プリアンプの人力インピーダ ンスは能動抵抗であるため、コイル感度を低下させる要因とはならない。 The above problem is caused by a large change in the impedance characteristic with respect to the frequency of the receiving coil. To solve this, the Q value of the resonance characteristic should be suppressed. Although the Q value can be lowered by increasing the series resistance of the receiving coil circuit, increasing the resistance value of the element lowers the receiving sensitivity and is not desirable. Also, the coupling loss with the human body is determined by the shape of the coil and cannot be adjusted arbitrarily. Therefore, the effect of reducing the Q value can be obtained by setting the human-power impedance of the preamplifier connected to the receiving coil sufficiently small. The input impedance of the preamplifier can be set arbitrarily according to the feedback conditions, and it is usually used with a high impedance so as not to disturb the signal source, or with matching with the transmission line. By intentionally using this with a low impedance, a low resistance value is connected in parallel to the receiving coil circuit, so that the Q value can be suppressed. Also, the human-power impedance of the preamplifier is an active resistance, so it does not cause a decrease in coil sensitivity.
【0008】 本考案による受信コイルではプリアンプの低い入力抵抗によって共振特性を抑 制するため、インピーダンスが広い周波数範囲でほぼ一定となり、SN比の低下 しない最適信号源抵抗を維持しうるので、同調操作を行なう必要がなくなる。In the receiving coil according to the present invention, since the resonance characteristic is suppressed by the low input resistance of the preamplifier, the impedance becomes almost constant over a wide frequency range, and the optimum signal source resistance that does not decrease the SN ratio can be maintained. You don't have to.
【0009】[0009]
本考案によれば、受信コイルのインピーダンス特性をプリアンプの入力インピ ーダンスを利用して平坦化し、同調操作が不必要となるため、同調不良に起因す る問題を解決して良好なMRI画像が得られる。 According to the present invention, the impedance characteristic of the receiving coil is flattened by using the input impedance of the preamplifier and the tuning operation is unnecessary. Therefore, the problem caused by the poor tuning is solved and a good MRI image is obtained. Be done.
【0010】[0010]
以下、本考案における一実施例を添付図面に基づいて詳細に説明する。図6は 本考案に係るMRI装置の全体構成例を示す構成図である。このMRI装置は、 核磁気共鳴(NMR)現象を利用して被検体6の断層画像を得るもので、静磁場 発生磁石10と、中央処理装置(以下CPUという)11と、シーケンサ12と 、送信系13と、傾斜磁場発生系14と、受信系15と、信号処理系16とから なる。上記静磁場発生磁石10は、被検体6の周りに強く均一な静磁場を発生さ せるもので、上記被検体6の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式又は 常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。 Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings. FIG. 6 is a configuration diagram showing an example of the overall configuration of the MRI apparatus according to the present invention. This MRI apparatus obtains a tomographic image of the subject 6 using a nuclear magnetic resonance (NMR) phenomenon, and includes a static magnetic field generating magnet 10, a central processing unit (hereinafter referred to as CPU) 11, a sequencer 12, and a transmitter. The system 13 includes a gradient magnetic field generation system 14, a reception system 15, and a signal processing system 16. The static magnetic field generating magnet 10 is for generating a strong and uniform static magnetic field around the subject 6, and a permanent magnet system, a normal conducting system, or a superconducting system is provided in a space having a certain space around the subject 6. The magnetic field generating means is arranged.
【0011】 上記シーケンサ12は、CPU11の制御で動作し、被検体6の断層画像のデ ータ収集に必要な種々の命令を送信系13及び傾斜磁場発生系14並びに受信系 15に送るものである。上記送信系13は、高周波発生器17と変調器18と高 周波増幅器19と送信側の照射コイル20とからなり、上記高周波発生器17か ら出力された高周波パルスをシーケンサ12の命令に従って変調器18で変調し 、この変調された照射パルスを高周波増幅器19で増幅した後に被検体6に近接 して配置された照射コイル20に供給することにより、電磁波が被検体6に照射 されるようになっている。上記傾斜磁場発生系14は、X,Y,Zの三軸方向に 巻かれた傾斜磁場コイル21と、それぞれのコイルを駆動する傾斜磁場電源22 とからなり、上記シーケンサ12からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁 場電源22を駆動することにより、X,Y,Zの三軸方向の傾斜磁場Gx,Gy ,Gzを被検体6に印加するようになっている。この傾斜磁場の加え方により、 被検体6に対するスライス面を設定することができる。The sequencer 12 operates under the control of the CPU 11 and sends various commands necessary for data acquisition of tomographic images of the subject 6 to the transmission system 13, the gradient magnetic field generation system 14, and the reception system 15. is there. The transmission system 13 includes a high frequency generator 17, a modulator 18, a high frequency amplifier 19, and an irradiation coil 20 on the transmission side. The high frequency pulse output from the high frequency generator 17 is modulated according to a command from the sequencer 12. The electromagnetic wave is irradiated to the subject 6 by modulating the irradiation pulse 18 and amplifying the modulated irradiation pulse by the high frequency amplifier 19 and then supplying the amplified irradiation pulse to the irradiation coil 20 arranged close to the subject 6. ing. The gradient magnetic field generation system 14 is composed of a gradient magnetic field coil 21 wound in three directions of X, Y, and Z, and a gradient magnetic field power source 22 for driving each coil. By driving the gradient magnetic field power source 22 of the coils, gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz in the X, Y, and Z triaxial directions are applied to the subject 6. The slice plane for the subject 6 can be set by the method of applying this gradient magnetic field.
【0012】 上記受信系15は、受信コイル2とプリアンプ23と直交位相検波器24と A/D変換器25とからなり、上記送信側の照射コイル20から照射された電磁 波による被検体6の応答の電磁波(NMR信号)は被検体6に近接して配置され た受信コイル2で検出され、プリアンプ23及び直交位相検波器24を介してA /D変換器25に入力してデジタル量に変換され、さらにシーケンサ12からの 命令によるタイミングで直交位相検波器24によりサンプリングされた二系統の 収集データとされ、その信号が信号処理系16に送られるようになっている。こ の信号処理系16は、CPU11と、磁気ディスク26及び光ディスク27等の 記録装置と、CRT等のディスプレイ28とからなり、上記CPU11でフーリ エ変換,補正係数計算,画像再構成等の処理を行ない、任意断面の信号強度分布 あるいは複数の信号に適当な演算を行なって得られた分布を画像化してディスプ レイ28に表示するようになっている。なお、本図において、照射コイル20と 受信コイル2及び傾斜磁場コイル21は、被検体6の周りの空間に配置された静 磁場発生磁石10の磁場空間内に配置されている。The receiving system 15 includes a receiving coil 2, a preamplifier 23, a quadrature phase detector 24, and an A / D converter 25, and the subject 6 is irradiated with electromagnetic waves emitted from the transmitting side irradiation coil 20. The response electromagnetic wave (NMR signal) is detected by the receiving coil 2 arranged close to the subject 6 and input to the A / D converter 25 through the preamplifier 23 and the quadrature phase detector 24 to be converted into a digital amount. Further, the collected data of the two systems sampled by the quadrature phase detector 24 at the timing according to the command from the sequencer 12 and the signals thereof are sent to the signal processing system 16. The signal processing system 16 includes a CPU 11, a recording device such as a magnetic disk 26 and an optical disk 27, and a display 28 such as a CRT. The CPU 11 performs processing such as Fourier transform, correction coefficient calculation, and image reconstruction. The signal intensity distribution of an arbitrary section or the distribution obtained by performing an appropriate calculation on a plurality of signals is imaged and displayed on the display 28. In this figure, the irradiation coil 20, the reception coil 2 and the gradient magnetic field coil 21 are arranged in the magnetic field space of the static magnetic field generating magnet 10 arranged in the space around the subject 6.
【0013】 ここで本考案による受信コイル2の構成を図1に示す。受信コイル2は被検体 6を包む導体ループ1と共振容量3,4からなり、共振周波数がほぼ信号周波数 となるように定数を設定しておく。受信コイル回路には抵抗5a,bが接続され ているが、これは実際に接続されている抵抗素子ではなく、5aは導電ループ1 の導体抵抗や容量素子3,4の損失などコイル構成要素に存在する抵抗であり、 5bは被検体6をとおる磁束8に対する誘導損失を等価抵抗として示したもので ある。受信コイル単体での共振特性におけるQ値はこの抵抗5a,bによって決 まるが、素子の損失5aは受信感度に影響するため十分に小さくしなければなら ない。これに対して人体の誘導損失5bは装着状態によって変化するが、比較的 大きく、使用状態での受信コイルのQ値はほぼこの損失で決定されている。従っ て、人体との結合の少ない受信コイルではQ値が大きくなり、微秒な同調操作が 要求される。また、導体ループ1の形状を変化させて使用するフレキシブルコイ ルではインダクタンスの変化に伴う同調を広い周波数範囲で正確に行なうことが 必要となるため、実現が容易ではない。The structure of the receiving coil 2 according to the present invention is shown in FIG. The receiving coil 2 is composed of a conductor loop 1 enclosing the subject 6 and resonance capacitors 3 and 4, and a constant is set so that the resonance frequency becomes substantially the signal frequency. The resistors 5a and 5b are connected to the receiving coil circuit, but this is not the resistance element that is actually connected, but 5a is a coil component such as the conductor resistance of the conductive loop 1 and the loss of the capacitive elements 3 and 4. The existing resistance, and 5b, shows the induced loss with respect to the magnetic flux 8 passing through the subject 6 as an equivalent resistance. The Q value in the resonance characteristic of the receiving coil alone is determined by the resistors 5a and 5b, but the loss 5a of the element affects the receiving sensitivity and must be made sufficiently small. On the other hand, the induced loss 5b of the human body varies depending on the wearing condition, but is relatively large, and the Q value of the receiving coil in the used condition is almost determined by this loss. Therefore, the Q value becomes large in the receiving coil which is less coupled to the human body, and fine tuning operation is required. Further, in a flexible coil in which the shape of the conductor loop 1 is changed and used, it is not easy to realize it because it is necessary to perform tuning accurately with a change in inductance over a wide frequency range.
【0014】 本考案ではこの問題を解決するために、受信コイル2の出力9に接続されるプ リアンプ23の入力インピーダンス7を利用してQ値を低下させて使用する。こ のとき、Q値は入力インピーダンス7が小さいほど低く抑えることができるため 、プリアンプ23の電流帰還を大きくかけてできる限り入力インピーダンス7を 小さくするようにする。このとき、入力インピーダンス7はプリアンプの帰還に よって生じる能動抵抗であり、ノイズ源とならないことが重要である。この結果 、図7に示すように、実際の使用状態における受信コイルのQ値を人体との結合 状態にかかわらず、十分に低下することができ、インピーダンスの周波数に対す る変動を抑制して、同調を不必要とすることが可能となる。また、この結果、高 い可塑性を有する導体ループ1を使用したフレキシブルコイルを容易に実現する ことが可能となる。In the present invention, in order to solve this problem, the Q value is reduced by using the input impedance 7 of the preamplifier 23 connected to the output 9 of the receiving coil 2 for use. At this time, the Q value can be suppressed to be lower as the input impedance 7 is smaller. Therefore, the current impedance of the preamplifier 23 is greatly increased to reduce the input impedance 7 as much as possible. At this time, the input impedance 7 is an active resistance generated by the feedback of the preamplifier, and it is important that it does not become a noise source. As a result, as shown in FIG. 7, the Q value of the receiving coil in the actual use condition can be sufficiently lowered regardless of the coupling condition with the human body, and the fluctuation of the impedance with respect to the frequency can be suppressed, It is possible to make synchronization unnecessary. Further, as a result, it becomes possible to easily realize a flexible coil using the conductor loop 1 having high plasticity.
【0015】[0015]
以上述べたように本考案による受信コイルでは、使用状態にかかわらず、常に Q値を低く抑えることができるため、周波数に対するインピーダンスの変動が小 さくなり、同調操作を不要、あるいは簡便にすることが可能となる。また、広い 同調範囲を必要とするフレキシブルコイルを容易に実現することができる。この 結果、受信動作を安定させ最大の感度を実現し、良質な画像を得ることができる という効果がある。 As described above, in the receiving coil according to the present invention, the Q value can always be kept low regardless of the use condition, so that the impedance variation with respect to the frequency is small, and the tuning operation is unnecessary or simple. It will be possible. In addition, a flexible coil that requires a wide tuning range can be easily realized. As a result, there is an effect that the receiving operation is stabilized, the maximum sensitivity is realized, and a high quality image can be obtained.
【図1】Q値低減受信コイル構成図。FIG. 1 is a configuration diagram of a Q-value reduced receiving coil.
【図2】受信コイル回路図。FIG. 2 is a receiving coil circuit diagram.
【図3】インピーダンス特性図。FIG. 3 is an impedance characteristic diagram.
【図4】増幅器のノイズ解析図。FIG. 4 is a noise analysis diagram of an amplifier.
【図5】増幅器のノイズ特性図。FIG. 5 is a noise characteristic diagram of an amplifier.
【図6】MRI装置全体構成図。FIG. 6 is an overall configuration diagram of an MRI apparatus.
【図7】Q値低減特性図。FIG. 7 is a Q value reduction characteristic diagram.
1 導電ループ 2 受信コイル 3 共振容量 4 共振容量 5 抵抗 6 被検体 7 入力インピーダンス 8 磁束 9 受信コイル出力 23 プリアンプ 1 Conductive Loop 2 Receiver Coil 3 Resonance Capacitance 4 Resonance Capacitance 5 Resistor 6 Subject 7 Input Impedance 8 Magnetic Flux 9 Receiver Coil Output 23 Preamplifier
Claims (1)
と、前記被検体にスライス傾斜磁場,リードアウト傾斜
磁場及び位相エンコード傾斜磁場を印加する傾斜磁場コ
イルと、前記被検体の組織を構成する原子の原子核に磁
気共鳴を起こさせる高周波パルスをある所定のパルスシ
ーケンスで繰り返し印加する照射コイルと、磁気共鳴信
号を検出する受信コイルと、前記検出信号を使って対象
物体の物理的性質をあらわす画像を得る画像再構成手段
とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記受
信コイルに接続するプリアンプの入力インピーダンスを
能動的に低く設定し、これを負荷として作用させること
によって共振回路をなす受信コイルの選択特性を低下さ
せ、同調操作を簡略化あるいは不必要としたことを特徴
とする磁気共鳴イメージング装置用受信コイル。Claims for utility model registration: 1. A magnetic circuit for applying a uniform static magnetic field to a subject, and a gradient magnetic field coil for applying a slice gradient magnetic field, a readout gradient magnetic field and a phase encoding gradient magnetic field to the subject. , An irradiation coil that repeatedly applies a high-frequency pulse that causes magnetic resonance to atomic nuclei of the atoms that form the tissue of the subject in a predetermined pulse sequence, a receiving coil that detects a magnetic resonance signal, and the detection signal In a magnetic resonance imaging apparatus including an image reconstructing unit that obtains an image representing the physical properties of a target object, the input impedance of a preamplifier connected to the receiving coil is actively set to be low, and this is used as a load. This reduces the selection characteristics of the receiving coil that forms the resonance circuit and simplifies or eliminates the tuning operation. A receiving coil for a magnetic resonance imaging apparatus, comprising:
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP5450991U JPH05109U (en) | 1991-06-19 | 1991-06-19 | Receiver coil for magnetic resonance imaging |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP5450991U JPH05109U (en) | 1991-06-19 | 1991-06-19 | Receiver coil for magnetic resonance imaging |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH05109U true JPH05109U (en) | 1993-01-08 |
Family
ID=12972614
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP5450991U Pending JPH05109U (en) | 1991-06-19 | 1991-06-19 | Receiver coil for magnetic resonance imaging |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH05109U (en) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2006006949A (en) * | 2004-06-24 | 2006-01-12 | Ethicon Endo Surgery Inc | Low frequency transcutaneous telemetry to implanted medical device |
-
1991
- 1991-06-19 JP JP5450991U patent/JPH05109U/en active Pending
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2006006949A (en) * | 2004-06-24 | 2006-01-12 | Ethicon Endo Surgery Inc | Low frequency transcutaneous telemetry to implanted medical device |
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