JPH05220128A - Ｍｒｉ用受信プローブ - Google Patents
Ｍｒｉ用受信プローブInfo
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- JPH05220128A JPH05220128A JP4028320A JP2832092A JPH05220128A JP H05220128 A JPH05220128 A JP H05220128A JP 4028320 A JP4028320 A JP 4028320A JP 2832092 A JP2832092 A JP 2832092A JP H05220128 A JPH05220128 A JP H05220128A
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
- G01R33/3628—Tuning/matching of the transmit/receive coil
Abstract
(57)【要約】
【目的】分布定数伝送線路のインピーダンス変換効果を
利用して、受信プローブを自動的にデカップリングする
と共に、操作性、取扱い、及びＳ／Ｎ比に優れたＭＲＩ
用受信プローブを提供する。 【構成】受信アンテナ部１１とチューニング・スイッチ
部１４との間に、λ／４波長の長さ（λはＭＲ信号の波
長）の分布定数伝送線路を実質的に形成する同軸ケーブ
ル１２及び集中定数回路１３を直列に接続する。受信ア
ンテナ部１１はループコイルとする。同軸ケーブル１２
は例えば、λ／８波長の長さに設定する。集中定数回路
１３はλ／８波長の分布定数回路長さを等価的に有する
集中素子定数とする。チューニング・スイッチ部１４の
入力段には、クロスダイオードをスイッチ回路として挿
入する。
利用して、受信プローブを自動的にデカップリングする
と共に、操作性、取扱い、及びＳ／Ｎ比に優れたＭＲＩ
用受信プローブを提供する。 【構成】受信アンテナ部１１とチューニング・スイッチ
部１４との間に、λ／４波長の長さ（λはＭＲ信号の波
長）の分布定数伝送線路を実質的に形成する同軸ケーブ
ル１２及び集中定数回路１３を直列に接続する。受信ア
ンテナ部１１はループコイルとする。同軸ケーブル１２
は例えば、λ／８波長の長さに設定する。集中定数回路
１３はλ／８波長の分布定数回路長さを等価的に有する
集中素子定数とする。チューニング・スイッチ部１４の
入力段には、クロスダイオードをスイッチ回路として挿
入する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、ＭＲＩ（磁気共鳴イ
メージング）用受信プローブに係り、とくに、直腸など
の体腔に挿入され、その管壁のＭＲ信号を受信する受信
専用のプローブに関する。
メージング）用受信プローブに係り、とくに、直腸など
の体腔に挿入され、その管壁のＭＲ信号を受信する受信
専用のプローブに関する。
【０００２】
【従来の技術】従来、ＭＲＩ装置の一つとして、直腸な
どの体腔に直接、受信用のプローブを挿入し、別の全身
用ＲＦコイルで原子核スピンを励起したことに拠るＭＲ
信号を、その体腔内の専用プローブで受信し、管壁や内
部のＭＲ画像を再構成する装置がある。
どの体腔に直接、受信用のプローブを挿入し、別の全身
用ＲＦコイルで原子核スピンを励起したことに拠るＭＲ
信号を、その体腔内の専用プローブで受信し、管壁や内
部のＭＲ画像を再構成する装置がある。
【０００３】このＭＲＩ装置の受信専用のプローブは、
例えば「"A Disposable ProstateProbe and Interface
System For High Field", George J. Misic et al, SMR
M8th Annual Meeting 1989, Page 179 」に示すよう
に、図４記載の構成のものが知られている。この図４記
載のプローブは、単一のループコイルから成る受信アン
テナ部１と、この受信アンテナ部１に接続された、分布
定数伝送線路としての同軸ケーブル２と、この同軸ケー
ブル２及び受信処理装置間に接続されたチューニング・
スイッチ部３とを備えている。受信アンテナ部１には受
信時の共振コンデンサ１ａが挿入されている。チューニ
ング・スイッチ部３は、同軸ケーブル２側から順に、ク
ロスダイオード回路、チューニングコンデンサ、及びプ
リアンプを備えている。同軸ケーブル部２には高周波信
号のとき定在波が生じるから、いわゆる「λ／４波長の
インピーダンス変換効果」を利用すべく、その長さをＭ
Ｒ信号の波長λに対して「λ／４」に設定している。
例えば「"A Disposable ProstateProbe and Interface
System For High Field", George J. Misic et al, SMR
M8th Annual Meeting 1989, Page 179 」に示すよう
に、図４記載の構成のものが知られている。この図４記
載のプローブは、単一のループコイルから成る受信アン
テナ部１と、この受信アンテナ部１に接続された、分布
定数伝送線路としての同軸ケーブル２と、この同軸ケー
ブル２及び受信処理装置間に接続されたチューニング・
スイッチ部３とを備えている。受信アンテナ部１には受
信時の共振コンデンサ１ａが挿入されている。チューニ
ング・スイッチ部３は、同軸ケーブル２側から順に、ク
ロスダイオード回路、チューニングコンデンサ、及びプ
リアンプを備えている。同軸ケーブル部２には高周波信
号のとき定在波が生じるから、いわゆる「λ／４波長の
インピーダンス変換効果」を利用すべく、その長さをＭ
Ｒ信号の波長λに対して「λ／４」に設定している。
【０００４】このため、受信アンテナ部１からみた同軸
ケーブル２側の入力インピーダンスをＺin1 、チューニ
ング・スイッチ部３の入力インピーダンスをＺin2 とし
たとき、励起用磁場印加時にチューニング・スイッチ部
３に内蔵されたクロスダイオード回路が瞬間的にキック
オンされ、Ｚin2 ＝ほぼ０（零）且つＺin1 ＝ほぼ∞
（無限大）となって、受信アンテナ部１を送信コイルか
らデカップリングすることができ、送信コイルが形成す
る励起用の高周波磁場には受信アンテナ部１に因る磁場
の乱れが生じない。ＭＲ信号受信時には、受信アンテナ
部１はそのインダクタンスＬ及び共振コンデンサ１ａの
容量Ｃによる直列回路にほぼ等価の状態になる。これに
より、受信アンテナ部１に共振電流が流れて、今度はＺ
in2 ＝ほぼ無限大且つＺin1 ＝ほぼ零になると共に、ク
ロスダイオードはオフとなり、ＭＲ信号が受信できる。
このように、同軸ケーブル２のインピーダンス変換効果
を利用し、外部からコントロールすること無く、受信プ
ローブの送信モード及び受信モードの切り換えを行って
いる。
ケーブル２側の入力インピーダンスをＺin1 、チューニ
ング・スイッチ部３の入力インピーダンスをＺin2 とし
たとき、励起用磁場印加時にチューニング・スイッチ部
３に内蔵されたクロスダイオード回路が瞬間的にキック
オンされ、Ｚin2 ＝ほぼ０（零）且つＺin1 ＝ほぼ∞
（無限大）となって、受信アンテナ部１を送信コイルか
らデカップリングすることができ、送信コイルが形成す
る励起用の高周波磁場には受信アンテナ部１に因る磁場
の乱れが生じない。ＭＲ信号受信時には、受信アンテナ
部１はそのインダクタンスＬ及び共振コンデンサ１ａの
容量Ｃによる直列回路にほぼ等価の状態になる。これに
より、受信アンテナ部１に共振電流が流れて、今度はＺ
in2 ＝ほぼ無限大且つＺin1 ＝ほぼ零になると共に、ク
ロスダイオードはオフとなり、ＭＲ信号が受信できる。
このように、同軸ケーブル２のインピーダンス変換効果
を利用し、外部からコントロールすること無く、受信プ
ローブの送信モード及び受信モードの切り換えを行って
いる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
た図４記載のＭＲＩ用受信プローブにおいて、一般に用
いられる同軸ケーブルの波長短縮率は０．６８程度であ
るから、例えば０．５テスラ（例えば対象とするプロト
ンの共鳴周波数は２１．３ＭＨｚとなる）の磁場では、
λ／４＝２．４ｍ程度となり、非常に長い。しかも、磁
場がこれよりも低い場合には、ラーモア周波数も低くな
るから、必要な「λ／４」分の長さもさらに長くなって
しまう。このように同軸ケーブルが長いと以下のような
種々の不都合がある。第１に、プローブを準備したり、
患者の体腔内に挿入したりする際、プローブ全体の取り
扱いが煩わしく、操作時間も長くなることから、操作性
に難があり、検査能率が低下する。同時に保管面でも好
ましくない。第２に、同軸ケーブルが長くなる分、信号
のロスも大きくなるから、Ｓ／Ｎ比が低下する可能性は
大きい。さらに、第３に、体腔内用なので衛生面を考
え、受信アンテナ部１及び同軸ケーブル２を使い捨てに
する必要があるが、この使い捨て部分の製造コストが高
いから、一回当たりの検査費用も割高になるという不都
合がある。
た図４記載のＭＲＩ用受信プローブにおいて、一般に用
いられる同軸ケーブルの波長短縮率は０．６８程度であ
るから、例えば０．５テスラ（例えば対象とするプロト
ンの共鳴周波数は２１．３ＭＨｚとなる）の磁場では、
λ／４＝２．４ｍ程度となり、非常に長い。しかも、磁
場がこれよりも低い場合には、ラーモア周波数も低くな
るから、必要な「λ／４」分の長さもさらに長くなって
しまう。このように同軸ケーブルが長いと以下のような
種々の不都合がある。第１に、プローブを準備したり、
患者の体腔内に挿入したりする際、プローブ全体の取り
扱いが煩わしく、操作時間も長くなることから、操作性
に難があり、検査能率が低下する。同時に保管面でも好
ましくない。第２に、同軸ケーブルが長くなる分、信号
のロスも大きくなるから、Ｓ／Ｎ比が低下する可能性は
大きい。さらに、第３に、体腔内用なので衛生面を考
え、受信アンテナ部１及び同軸ケーブル２を使い捨てに
する必要があるが、この使い捨て部分の製造コストが高
いから、一回当たりの検査費用も割高になるという不都
合がある。
【０００６】この発明は、このような従来の問題に鑑み
なされたもので、とくに、分布定数伝送線路のインピー
ダンス変換効果により、送信モード、受信モードを自動
的に切り換えることができる一方、たとえラーモア周波
数が低くても、その分布定数伝送線路を必要最小限の長
さに抑え、操作性、Ｓ／Ｎ比共に良好で、且つ、一回当
たりの検査費用も抑制可能なＭＲＩ用受信プローブを提
供することを、目的とする。
なされたもので、とくに、分布定数伝送線路のインピー
ダンス変換効果により、送信モード、受信モードを自動
的に切り換えることができる一方、たとえラーモア周波
数が低くても、その分布定数伝送線路を必要最小限の長
さに抑え、操作性、Ｓ／Ｎ比共に良好で、且つ、一回当
たりの検査費用も抑制可能なＭＲＩ用受信プローブを提
供することを、目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、この発明のＭＲＩ用受信プローブは、ＭＲ信号を受
信する受信アンテナ部と、この受信アンテナ部に接続さ
れ且つＭＲ信号の波長をλとしたとき、「ｎ・（λ／
４）」波長（ｎ＝１以上の奇数）の長さより短い分布定
数形線路と、この分布定数形線路に直列に接続され且つ
その分布定数形線路と共働して、「ｎ・（λ／４）」波
長（ｎ＝１以上の奇数）の長さを等価的に有する分布定
数伝送線路を形成する集中定数形線路と、この集中定数
形線路に接続され且つ上記受信アンテナ部への励起磁場
の有無に応じて、その集中定数形線路の出力端を開放又
は短絡可能なスイッチ回路とを備えた。例えば、前記分
布定数形線路は同軸ケーブルであり、前記スイッチ回路
は２個のダイオードをクロスして接続した構成にでき
る。
め、この発明のＭＲＩ用受信プローブは、ＭＲ信号を受
信する受信アンテナ部と、この受信アンテナ部に接続さ
れ且つＭＲ信号の波長をλとしたとき、「ｎ・（λ／
４）」波長（ｎ＝１以上の奇数）の長さより短い分布定
数形線路と、この分布定数形線路に直列に接続され且つ
その分布定数形線路と共働して、「ｎ・（λ／４）」波
長（ｎ＝１以上の奇数）の長さを等価的に有する分布定
数伝送線路を形成する集中定数形線路と、この集中定数
形線路に接続され且つ上記受信アンテナ部への励起磁場
の有無に応じて、その集中定数形線路の出力端を開放又
は短絡可能なスイッチ回路とを備えた。例えば、前記分
布定数形線路は同軸ケーブルであり、前記スイッチ回路
は２個のダイオードをクロスして接続した構成にでき
る。
【０００８】
【作用】この発明のＭＲＩ用受信プローブを使用する場
合、受信アンテナ部と同軸ケーブルなどの、必要な長さ
を有して形成される分布定数形線路の部分が、例えば直
腸などの体腔に挿入される。この受信プローブの内、体
腔内に全体又は一部が挿入された状態となる分布定数形
線路と体腔に挿入されない集中定数形線路とが直列に接
続されて、等価的に「ｎ・（λ／４）」波長（ｎ＝１、
３、５、…）の長さの分布定数伝送線路が形成される。
このため、ＭＲ共鳴周波数のＲＦパルスを、別に装備し
た送信用ＲＦコイルに加えると、その送信用ＲＦコイル
が形成する励起磁場に付勢されて、受信プローブのスイ
ッチ回路を形成する、例えばクロスダイオードがキック
オン（即ち短絡状態）となる。これにより、いわゆる
「λ／４波長によるインピーダンス変換効果」によっ
て、受信アンテナ部からみた分布定数伝送線路側の入力
インピーダンスがほぼ無限大となり、受信アンテナ部は
励起磁場からほぼ完全にデカップリングされる。一方、
受信時には、受信アンテナ部がＭＲ信号に共振して共振
電流が流れる。このとき、上記インピーダンス変換効果
に拠って、集中定数形線路、換言すれば分布定数伝送線
路全体の出力端からスイッチ回路側をみた入力インピー
ダンスがほぼ無限大になると共に、スイッチ回路はオフ
のままである。これによりＭＲ信号を受信できる。
合、受信アンテナ部と同軸ケーブルなどの、必要な長さ
を有して形成される分布定数形線路の部分が、例えば直
腸などの体腔に挿入される。この受信プローブの内、体
腔内に全体又は一部が挿入された状態となる分布定数形
線路と体腔に挿入されない集中定数形線路とが直列に接
続されて、等価的に「ｎ・（λ／４）」波長（ｎ＝１、
３、５、…）の長さの分布定数伝送線路が形成される。
このため、ＭＲ共鳴周波数のＲＦパルスを、別に装備し
た送信用ＲＦコイルに加えると、その送信用ＲＦコイル
が形成する励起磁場に付勢されて、受信プローブのスイ
ッチ回路を形成する、例えばクロスダイオードがキック
オン（即ち短絡状態）となる。これにより、いわゆる
「λ／４波長によるインピーダンス変換効果」によっ
て、受信アンテナ部からみた分布定数伝送線路側の入力
インピーダンスがほぼ無限大となり、受信アンテナ部は
励起磁場からほぼ完全にデカップリングされる。一方、
受信時には、受信アンテナ部がＭＲ信号に共振して共振
電流が流れる。このとき、上記インピーダンス変換効果
に拠って、集中定数形線路、換言すれば分布定数伝送線
路全体の出力端からスイッチ回路側をみた入力インピー
ダンスがほぼ無限大になると共に、スイッチ回路はオフ
のままである。これによりＭＲ信号を受信できる。
【０００９】このように、分布定数形線路を必要に応じ
て「λ／４」波長よりも短くしても、従来のプローブと
同様にスイッチ回路が送信、受信モードに応じて自動的
に切り換わる。このため、その分布定数形線路を短くし
た分だけ、操作性及びＳ／Ｎ比が良くなり、また体内用
であるという特殊事情（受信アンテナ部及び分布定数形
線路の部分は使い捨て）に起因した検査費用も抑制され
る。
て「λ／４」波長よりも短くしても、従来のプローブと
同様にスイッチ回路が送信、受信モードに応じて自動的
に切り換わる。このため、その分布定数形線路を短くし
た分だけ、操作性及びＳ／Ｎ比が良くなり、また体内用
であるという特殊事情（受信アンテナ部及び分布定数形
線路の部分は使い捨て）に起因した検査費用も抑制され
る。
【００１０】
【実施例】以下、この発明の一実施例を図１〜図３に基
づき説明する。
づき説明する。
【００１１】図１に示すＭＲＩ用受信プローブは、単一
のループコイルから成る受信アンテナ部１１と、この受
信アンテナ部１１に接続された、分布定数形線路として
の一本の同軸ケーブル１２と、この同軸ケーブル１２に
接続された、集中定数形線路としての集中定数回路１３
と、この集中定数回路１３及び図示しない受信処理装置
の間に直列に接続されチューニング・スイッチ部１４と
を備えている。受信アンテナ部１１には受信時の共振コ
ンデンサ１１ａが挿入されている。チューニング・スイ
ッチ部１４は、同軸ケーブル部１２側から順に、クロス
ダイオード回路１４ａ、チューニングコンデンサ１４ｂ
及びプリアンプ１４ｃを図示の如く備えている。また、
同軸ケーブル１２は着脱可能形の端子を介して集中定数
回路１３に接続され、受信アンテナ部１１及び同軸ケー
ブル１２部分の使い捨てに対処可能になっている。
のループコイルから成る受信アンテナ部１１と、この受
信アンテナ部１１に接続された、分布定数形線路として
の一本の同軸ケーブル１２と、この同軸ケーブル１２に
接続された、集中定数形線路としての集中定数回路１３
と、この集中定数回路１３及び図示しない受信処理装置
の間に直列に接続されチューニング・スイッチ部１４と
を備えている。受信アンテナ部１１には受信時の共振コ
ンデンサ１１ａが挿入されている。チューニング・スイ
ッチ部１４は、同軸ケーブル部１２側から順に、クロス
ダイオード回路１４ａ、チューニングコンデンサ１４ｂ
及びプリアンプ１４ｃを図示の如く備えている。また、
同軸ケーブル１２は着脱可能形の端子を介して集中定数
回路１３に接続され、受信アンテナ部１１及び同軸ケー
ブル１２部分の使い捨てに対処可能になっている。
【００１２】また、同軸ケーブル１２と集中定数回路１
３は共働して、この発明の分布定数伝送線路を形成す
る。同軸ケーブル１２の長さは、ＭＲ信号の波長をλと
したとき、この実施例では「λ／８」の長さに設定され
ており、従来のインピーダンス変換効果を生じさせる
「λ／４」の長さのものよりも短く設定されている。な
お、一本の同軸ケーブル１２の長さは、「λ／８」に限
定されるものでは無く、使用態様などに合わせて「λ／
４」よりも短かい、必要最小限の長さとする。
３は共働して、この発明の分布定数伝送線路を形成す
る。同軸ケーブル１２の長さは、ＭＲ信号の波長をλと
したとき、この実施例では「λ／８」の長さに設定され
ており、従来のインピーダンス変換効果を生じさせる
「λ／４」の長さのものよりも短く設定されている。な
お、一本の同軸ケーブル１２の長さは、「λ／８」に限
定されるものでは無く、使用態様などに合わせて「λ／
４」よりも短かい、必要最小限の長さとする。
【００１３】集中定数回路１３は、同軸ケーブル１２を
短くしたことに拠る、分布定数伝送線路としての不足分
の長さを等価的に補う４端子回路網で形成されている。
つまり、従来の構成と同様にインピーダンス変換効果を
得るため、「λ／４」の長さから同軸ケーブル１２が担
う「λ／８」の長さを差し引いた残りの「λ／８」の長
さを、その集中定数回路１３が補償する。なお、このよ
うに同軸ケーブル１２及び集中定数回路１３の分担比率
は、必ずしも「１：１」である必要は無く、上述したよ
うに同軸ケーブル１２の長さが例えば「λ／１６」のと
きは、集中定数回路１３の分担する長さは「３λ／１
６」になり、トータルで「λ／４」に相当する長さが確
保できればよい。
短くしたことに拠る、分布定数伝送線路としての不足分
の長さを等価的に補う４端子回路網で形成されている。
つまり、従来の構成と同様にインピーダンス変換効果を
得るため、「λ／４」の長さから同軸ケーブル１２が担
う「λ／８」の長さを差し引いた残りの「λ／８」の長
さを、その集中定数回路１３が補償する。なお、このよ
うに同軸ケーブル１２及び集中定数回路１３の分担比率
は、必ずしも「１：１」である必要は無く、上述したよ
うに同軸ケーブル１２の長さが例えば「λ／１６」のと
きは、集中定数回路１３の分担する長さは「３λ／１
６」になり、トータルで「λ／４」に相当する長さが確
保できればよい。
【００１４】ここで、集中定数回路１３の具体的な設計
手法を説明する。
手法を説明する。
【００１５】図２に示すような、特性インピーダンスＺ
０、伝搬定数γ、長さＤの分布定数回路の受電端電圧、
電流をＥＲ、ＩＲとすると、送電端電圧、電流ＥＳ、Ｉ
Ｓは下記式で表される。
０、伝搬定数γ、長さＤの分布定数回路の受電端電圧、
電流をＥＲ、ＩＲとすると、送電端電圧、電流ＥＳ、Ｉ
Ｓは下記式で表される。
【００１６】
【数１】ＥＳ＝ＥＲ・coshγＤ＋Ｚ０・ＩＲ・sinhγＤ
【数２】 ＩＳ＝（ＥＲ・sinhγＤ）／Ｚ０＋ＩＲ・coshγＤ これは、下記式１のように、直接、４端子回路網の型で
表される。
表される。
【００１７】
【数３】
【００１８】例えば、図３の４端子回路網の伝送行列
［Ｆ］は、
［Ｆ］は、
【数４】 である。そこで、上記式１、２よりインピーダンス素子
Ｚ１、Ｚ２を、
Ｚ１、Ｚ２を、
【数５】Ｚ１＝Ｚ０・tanh（γＤ／２） …式３
【数６】Ｚ２＝Ｚ０／sinhγＤ …式４ の値に設定すれば、補償する残りの任意波長Ｄに対応し
た分布定数回路を集中定数回路に置き換えることができ
る。
た分布定数回路を集中定数回路に置き換えることができ
る。
【００１９】例えば、図１に示した伝送線路構成の場合
には、補償する長さが「λ／８」であるから、減衰定数
をα、位相定数をβとして、γＤ＝（α＋ｊβ）Ｄ、α
＝０、β＝２π／λ、Ｄ＝λ／８、及び同軸ケーブル１
２の特性インピーダンスＺ０を上記式３、４に代入し、
図３中のインピーダンス素子Ｚ１、Ｚ２の値が求められ
る。これにより、「λ／８」の長さの分布定数回路と等
価な集中定数回路を簡単に形成できることが分かる。
には、補償する長さが「λ／８」であるから、減衰定数
をα、位相定数をβとして、γＤ＝（α＋ｊβ）Ｄ、α
＝０、β＝２π／λ、Ｄ＝λ／８、及び同軸ケーブル１
２の特性インピーダンスＺ０を上記式３、４に代入し、
図３中のインピーダンス素子Ｚ１、Ｚ２の値が求められ
る。これにより、「λ／８」の長さの分布定数回路と等
価な集中定数回路を簡単に形成できることが分かる。
【００２０】以上のようにして形成されたＭＲＩ用受信
プローブは、その受信アンテナ部１１が患者の例えば直
腸の患部付近まで到達するように挿入される。このと
き、同軸ケーブル１２の部分は必要最小限の長さで済む
ので、従来のように操作的には余分な長さに煩わされる
ことなく、短時間のセッティングができるし、保管が容
易になることとも合わせて、全体の操作性が良くなり、
検査能率も向上する。また、当然にオペレータの労力負
担も軽減される。
プローブは、その受信アンテナ部１１が患者の例えば直
腸の患部付近まで到達するように挿入される。このと
き、同軸ケーブル１２の部分は必要最小限の長さで済む
ので、従来のように操作的には余分な長さに煩わされる
ことなく、短時間のセッティングができるし、保管が容
易になることとも合わせて、全体の操作性が良くなり、
検査能率も向上する。また、当然にオペレータの労力負
担も軽減される。
【００２１】この受信プローブは、実際の同軸ケーブル
部分が「λ／４」よりも短くても、前記図４に記載した
従来のプローブと同等のインピーダンス変換効果を得る
ことができる。これを簡単に説明する。いま、受信アン
テナ部１１の出力端から同軸ケーブル１２側をみたとき
の入力インピーダンスをＺin1 、また集中定数回路１３
の出力端からチューニング・スイッチ部１４側をみたと
きの入力インピーダンスをＺin2 とする。そして、図示
しない送信コイルからＲＦパルスを送信すると、クロス
ダイオード１４ａが瞬間的にキックオンし、同軸ケーブ
ル１２及び集中定数回路１３が直列に結合された、等価
的に「λ／４」の長さの回路により、一方の入力インピ
ーダンスＺin1 がほぼ無限大になるから、受信アンテナ
部１１は励起磁場から良好にデカップリングされる。反
対に、ＭＲ信号の受信時には、受信アンテナ部１１がＭ
Ｒ信号に共振して共振電流が流れるから、今度は他方の
入力インピーダンスＺin2 がほぼ無限大になるととも
に、クロスダイオード１４ａはオフであり、プリアンプ
１４ｃ側でＭＲ信号を受信できる。このようにして、チ
ューニング・スイッチ部１４のクロスダイオード１４ａ
をリモート操作で受動的にオン、オフさせ、送信モード
及び受信モードに対する自動的な切換えがなされる。
部分が「λ／４」よりも短くても、前記図４に記載した
従来のプローブと同等のインピーダンス変換効果を得る
ことができる。これを簡単に説明する。いま、受信アン
テナ部１１の出力端から同軸ケーブル１２側をみたとき
の入力インピーダンスをＺin1 、また集中定数回路１３
の出力端からチューニング・スイッチ部１４側をみたと
きの入力インピーダンスをＺin2 とする。そして、図示
しない送信コイルからＲＦパルスを送信すると、クロス
ダイオード１４ａが瞬間的にキックオンし、同軸ケーブ
ル１２及び集中定数回路１３が直列に結合された、等価
的に「λ／４」の長さの回路により、一方の入力インピ
ーダンスＺin1 がほぼ無限大になるから、受信アンテナ
部１１は励起磁場から良好にデカップリングされる。反
対に、ＭＲ信号の受信時には、受信アンテナ部１１がＭ
Ｒ信号に共振して共振電流が流れるから、今度は他方の
入力インピーダンスＺin2 がほぼ無限大になるととも
に、クロスダイオード１４ａはオフであり、プリアンプ
１４ｃ側でＭＲ信号を受信できる。このようにして、チ
ューニング・スイッチ部１４のクロスダイオード１４ａ
をリモート操作で受動的にオン、オフさせ、送信モード
及び受信モードに対する自動的な切換えがなされる。
【００２２】このとき、実際の分布定数形線路、即ち同
軸ケーブル１２は従来よりも短いため、受信信号のロス
が少なくなり、Ｓ／Ｎ比も良くなる。
軸ケーブル１２は従来よりも短いため、受信信号のロス
が少なくなり、Ｓ／Ｎ比も良くなる。
【００２３】さらに、体腔内用であることの衛生面から
して、受信アンテナ部１１及び同軸ケーブル１２の部分
を使い捨てにする必要があるが、この場合、使い捨てに
する部分の部品コストが、短縮化に拠って減少するた
め、結局、一回当たりの検査費用が抑制される。
して、受信アンテナ部１１及び同軸ケーブル１２の部分
を使い捨てにする必要があるが、この場合、使い捨てに
する部分の部品コストが、短縮化に拠って減少するた
め、結局、一回当たりの検査費用が抑制される。
【００２４】なお、分布定数伝送線路を形成する集中定
数回路１３もチューニング・スイッチ部１４に対して着
脱自在に構成し、取り換える受信アンテナ部１１及び同
軸ケーブル１２部分の内の同軸ケーブル１２が担う分布
定数長さに応じて、それを「λ／４」の長さに補償する
集中定数回路１３を各種取り揃えておくとしてもよい。
これにより、受信アンテナ部１１及び同軸ケーブル１２
を自在に取り換えて使用できる。また、主磁場の強度を
下げて診断を行う場合など、その強度が異なり、ＭＲ共
鳴周波数が違ってくる場合でも、必要最小限の長さの同
軸ケーブル１２とこれを補完する集中定数回路１３を自
在に選択できる。このため、低磁場においても、従来の
ように「λ／４」が更に大きな値になり、その不都合を
助長するということもなく、上記実施例と同等の作用効
果を享受できる。
数回路１３もチューニング・スイッチ部１４に対して着
脱自在に構成し、取り換える受信アンテナ部１１及び同
軸ケーブル１２部分の内の同軸ケーブル１２が担う分布
定数長さに応じて、それを「λ／４」の長さに補償する
集中定数回路１３を各種取り揃えておくとしてもよい。
これにより、受信アンテナ部１１及び同軸ケーブル１２
を自在に取り換えて使用できる。また、主磁場の強度を
下げて診断を行う場合など、その強度が異なり、ＭＲ共
鳴周波数が違ってくる場合でも、必要最小限の長さの同
軸ケーブル１２とこれを補完する集中定数回路１３を自
在に選択できる。このため、低磁場においても、従来の
ように「λ／４」が更に大きな値になり、その不都合を
助長するということもなく、上記実施例と同等の作用効
果を享受できる。
【００２５】また、この発明における分布定数伝送線路
は、必ずしも「λ／４」の長さに設定する必要は無く、
診断対象、部位の相違などに応じて、「３λ／４」及び
「５λ／４」の長さに設定してもよい。その場合、同軸
ケーブルなどの本来の分布定数形線路の長さは例えば、
夫々、「３λ／４」未満及び「５λ／４」未満であれば
よい。
は、必ずしも「λ／４」の長さに設定する必要は無く、
診断対象、部位の相違などに応じて、「３λ／４」及び
「５λ／４」の長さに設定してもよい。その場合、同軸
ケーブルなどの本来の分布定数形線路の長さは例えば、
夫々、「３λ／４」未満及び「５λ／４」未満であれば
よい。
【００２６】さらに、分布定数形線路は同軸ケーブルの
みに限定されることなく、テレビジョン受像機に接続す
るフィーダ線の如く、平行２線式のものでもよい。
みに限定されることなく、テレビジョン受像機に接続す
るフィーダ線の如く、平行２線式のものでもよい。
【００２７】
【発明の効果】以上説明したように、この発明のＭＲＩ
用受信プローブは、インピーダンス変換用の分布定数伝
送線路を、同軸ケーブルなど、本来の分布定数形線路と
等価的に分布定数形の信号伝送を行う集中定数形線路と
を直列に接続して形成したため、分布定数形線路を「ｎ
・（λ／４）」波長（λ＝ＭＲ信号の波長、ｎ＝１以上
の奇数）よりも短い長さに形成でき、「λ／４」に満た
ない分を集中定数形線路で補償することによって、実際
に「λ／４」の長さである同軸ケーブルの場合と同様
に、インピーダンス変換効果を利用できる。つまり、Ｒ
Ｆパルス送信時には受信アンテナ部を励起磁場から自動
的にデカップリングでき、また、受信時にはＭＲ信号を
良好に受信でき、励起磁場の有無に付勢された遠隔操作
によりスイッチ回路を切り換えて、送信モード、受信モ
ードに自動的に対処できる。
用受信プローブは、インピーダンス変換用の分布定数伝
送線路を、同軸ケーブルなど、本来の分布定数形線路と
等価的に分布定数形の信号伝送を行う集中定数形線路と
を直列に接続して形成したため、分布定数形線路を「ｎ
・（λ／４）」波長（λ＝ＭＲ信号の波長、ｎ＝１以上
の奇数）よりも短い長さに形成でき、「λ／４」に満た
ない分を集中定数形線路で補償することによって、実際
に「λ／４」の長さである同軸ケーブルの場合と同様
に、インピーダンス変換効果を利用できる。つまり、Ｒ
Ｆパルス送信時には受信アンテナ部を励起磁場から自動
的にデカップリングでき、また、受信時にはＭＲ信号を
良好に受信でき、励起磁場の有無に付勢された遠隔操作
によりスイッチ回路を切り換えて、送信モード、受信モ
ードに自動的に対処できる。
【００２８】このとき、受信アンテナ部と伴に実際に体
腔内に挿入される、同軸ケーブルなどの分布定数形線路
の長さは、必要最小限に止められるから、操作性に優
れ、また取扱いも簡単になって、検査能率も良くなり、
保管も容易になる。また、実際の分布定数形線路が短縮
される分、Ｓ／Ｎ比も良くなるし、体腔内用ということ
で使い捨て方式となるが、その使い捨てる部分の製造コ
ストが下がるから、１回の検査に要する費用も抑制され
るという効果がある。
腔内に挿入される、同軸ケーブルなどの分布定数形線路
の長さは、必要最小限に止められるから、操作性に優
れ、また取扱いも簡単になって、検査能率も良くなり、
保管も容易になる。また、実際の分布定数形線路が短縮
される分、Ｓ／Ｎ比も良くなるし、体腔内用ということ
で使い捨て方式となるが、その使い捨てる部分の製造コ
ストが下がるから、１回の検査に要する費用も抑制され
るという効果がある。
【図１】この発明の一実施例に係るＭＲＩ用受信プロー
ブの構成図。
ブの構成図。
【図２】分布定数伝送線路を解析するための説明図。
【図３】分布定数回路の代替として使用される集中定数
回路の一例を示す回路図。
回路の一例を示す回路図。
【図４】従来例に係るＭＲＩ用受信プローブの構成図。
１１ 受信アンテナ部 １２ 同軸ケーブル １３ 集中定数回路 １４ａ クロスダイオード
Claims (2)
- 【請求項１】 ＭＲ信号を受信する受信アンテナ部と、
この受信アンテナ部に接続され且つＭＲ信号の波長をλ
としたとき、「ｎ・（λ／４）」波長（ｎ＝１以上の奇
数）の長さより短い分布定数形線路と、この分布定数形
線路に直列に接続され且つその分布定数形線路と共働し
て、「ｎ・（λ／４）」波長（ｎ＝１以上の奇数）の長
さを等価的に有する分布定数伝送線路を形成する集中定
数形線路と、この集中定数形線路に接続され且つ上記受
信アンテナ部への励起磁場の有無に応じて、その集中定
数形線路の出力端を開放又は短絡可能なスイッチ回路と
を備えたことを特徴とするＭＲＩ用受信プローブ。 - 【請求項２】 前記分布定数形線路は同軸ケーブルであ
り、前記スイッチ回路は２個のダイオードをクロスして
接続した構成である請求項１記載のＭＲＩ用受信プロー
ブ。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP02832092A JP3198140B2 (ja) | 1992-02-14 | 1992-02-14 | Ｍｒｉ用受信プローブ |
| US08/016,684 US5349298A (en) | 1992-02-14 | 1993-02-11 | RF coil system for MRI |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP02832092A JP3198140B2 (ja) | 1992-02-14 | 1992-02-14 | Ｍｒｉ用受信プローブ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05220128A true JPH05220128A (ja) | 1993-08-31 |
| JP3198140B2 JP3198140B2 (ja) | 2001-08-13 |
Family
ID=12245325
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP02832092A Expired - Lifetime JP3198140B2 (ja) | 1992-02-14 | 1992-02-14 | Ｍｒｉ用受信プローブ |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5349298A (ja) |
| JP (1) | JP3198140B2 (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH11225984A (ja) * | 1998-02-16 | 1999-08-24 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ用プローブ |
| US7560931B2 (en) | 2005-04-22 | 2009-07-14 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Switching device compatible with RF coil and magnetic resonance imaging system |
| JP2019017167A (ja) * | 2017-07-05 | 2019-01-31 | 株式会社ダイヘン | 送電システム及び非接触給電システム |
Families Citing this family (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3485923B2 (ja) * | 1992-11-18 | 2004-01-13 | オックスフォード インストルメンツ パブリック リミテッド カンパニー | 振動磁界発生アセンブリ |
| WO1997018482A1 (en) * | 1995-11-14 | 1997-05-22 | Philips Electronics N.V. | Coaxial cable for use in magnetic resonance apparatus |
| US6980000B2 (en) * | 2003-04-29 | 2005-12-27 | Varian, Inc. | Coils for high frequency MRI |
| US7388248B2 (en) * | 2004-09-01 | 2008-06-17 | Micron Technology, Inc. | Dielectric relaxation memory |
| US7683619B2 (en) * | 2005-09-09 | 2010-03-23 | The State of Oregen Acting by and through the State Board of Higher Education on Behalf of the University of Oregon | High impedance differential input preamplifier and antenna for MRI |
| WO2010025516A1 (en) * | 2008-09-05 | 2010-03-11 | Magellan Technology Pty Ltd. | Impedance compensation in an rf signal system |
| EP3544499A4 (en) * | 2016-11-23 | 2020-11-25 | General Electric Company | SYSTEMS FOR A RADIO FREQUENCY COIL FOR RM IMAGING |
| WO2019091872A1 (en) * | 2017-11-09 | 2019-05-16 | Koninklijke Philips N.V. | Disposable prostate coil for mri with hybrid quarter wave transformer detune circuit and wireless power |
| US11555875B2 (en) * | 2021-03-24 | 2023-01-17 | Coilone, LLC | RF receive coil circuit for MRI systems |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4460879A (en) * | 1980-12-12 | 1984-07-17 | Takeda Riken Kogyo Kabushiki Kaisha | Variable tuning device |
-
1992
- 1992-02-14 JP JP02832092A patent/JP3198140B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1993
- 1993-02-11 US US08/016,684 patent/US5349298A/en not_active Expired - Lifetime
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH11225984A (ja) * | 1998-02-16 | 1999-08-24 | Toshiba Corp | Ｍｒｉ用プローブ |
| US7560931B2 (en) | 2005-04-22 | 2009-07-14 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Switching device compatible with RF coil and magnetic resonance imaging system |
| JP2019017167A (ja) * | 2017-07-05 | 2019-01-31 | 株式会社ダイヘン | 送電システム及び非接触給電システム |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3198140B2 (ja) | 2001-08-13 |
| US5349298A (en) | 1994-09-20 |
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