JPH0549617A - Mri装置の受信回路 - Google Patents

Mri装置の受信回路

Info

Publication number
JPH0549617A
JPH0549617A JP3237327A JP23732791A JPH0549617A JP H0549617 A JPH0549617 A JP H0549617A JP 3237327 A JP3237327 A JP 3237327A JP 23732791 A JP23732791 A JP 23732791A JP H0549617 A JPH0549617 A JP H0549617A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
coil
coils
phase
outputs
receiving
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.)
Pending
Application number
JP3237327A
Other languages
English (en)
Inventor
Shizuka Nagai
靜 永井
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.)
Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Original Assignee
Hitachi Medical Corp
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 Hitachi Medical Corp filed Critical Hitachi Medical Corp
Priority to JP3237327A priority Critical patent/JPH0549617A/ja
Publication of JPH0549617A publication Critical patent/JPH0549617A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Landscapes

  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

(57)【要約】 【目的】 全体用の受信コイルと、該受信コイルに直交
する局部用の2つの受信コイルとを持つ3受信コイルの
受信回路において、映像部位に応じた受信能力を持たせ
たい。 【構成】 3受信コイル方式は、S/Nの向上及び複数
の映像部位の撮影に好適である。そこで、本発明では、
複数の映像部位に応じて、3つの受信コイル出力の組合
せをはかると共に、振幅、位相をもこうした組合せに応
じて変更せしめることとした。

Description

【発明の詳細な説明】
【0001】
【産業上の利用分野】本発明は、MRI装置用の受信回
路、特に3つの受信コイルを持つ受信回路に関する。
【0002】
【従来の技術】MRI装置は、生体組織を構成する原子
核に核磁気共鳴を起こさせ、それによって発生する磁気
共鳴信号を受信コイル回路で受信するようになってい
る。そして、受信された前記磁気共鳴信号にいわゆるフ
ーリエ変換を行い画像に再構成するもので人体の任意の
箇所における断層像を得るため等に広く利用されてい
る。電磁波の照射、検出には通常、コイルが使用され、
サドル型、ソレノイド型、及びそれ等を変形した種々の
コイルが考えられている。前記照射と検出は異なる時間
帯で行うため、両者を1つのコイルで兼用する手法も考
えられている。また、人体を対象とする核磁気共鳴イメ
ージング装置では、空間的に広く一様な照射用の比較的
大きな照射コイルと、感度が高くSNの良い検出を実現
するための人体の近くに配置した比較的小さな検出コイ
ルとがよく用いられている。検出コイルと同方向に照射
コイルを配置すると、両者が高周波的に結合して検出感
度が低下するため、通常は両者を直行する軸上に配置す
る。
【0003】ところで、前記検出コイルは、その感度が
再構成された画像のSN比に直接影響するため、その研
究改良が多くなされている。励起されたスピンは、小さ
な磁極片が同一平面上を回転しているようにふるまうた
め、この点に着目してシー・エヌ・チェン(C.N.C
HEN)他は、直交した2つのコイル系で検出する直交
コイル(Quadrature Coil)を提案して
おり(シー・エヌ・チェン(C.N.CHEN)他「ジ
ェイ・オブ・マグネティック・レゾナンス(JOF M
AGNETIC RESONANSE)」53ー324
ー327,1983参照)原理的にはSN比がルート2
倍に向上するといわれている。
【0004】図7は、この検出コイルを直交コイル化し
た例であり、コイル及びこのコイルに直交して配置され
たコイル2、位相シフタ3、合成器4より成る。ここで
は説明を簡単にするため同調回路等は省略してある。図
において、1つの平面内で回転している磁化は、コイル
1とコイル2は90゜の位相差を伴った同一の信号を誘
起する。ここで、コイル1とコイル2は、軸方向が直交
しているため、検出信号には互いに独立なランダムノイ
ズを伴う。ノイズ源となり得るものは、コイル1、コイ
ル2の抵抗、被検体とコイル1、2の磁気的結合及び電
気的結合に起因する被検体からの等価抵抗等などであ
る。両コイル1、2の信号の位相を位相シフタ3などで
合わせ(一方のコイル出力を約90゜遅延させる)て合
成器4等で加算すると、信号は2倍、ノイズはルート2
倍となり、結果的にSN比はルート2倍(約1.4倍)
となる。ただしこの結果はコイル1とコイル2の感度が
等しい場合に成立するもので、この為にはコイル1、2
の寸法形状が等しく、更に前記した被検体からの等価抵
抗も等しくする必要がある。被検体からの等価抵抗は各
被検体の形状の相違から事実上等価にならず、実際には
直交したコイル1、2間でアンバランスを生ずる。その
為コイル1、2の情報量の違いに応じて信号の重み付け
を行い計測するやり方がある。この従来例には特願昭6
2ー173843号がある。
【0005】
【発明が解決しようとする課題】特願昭62ー1738
43号は、互いに直交する2つの検出コイルを持つ場合
に適用できるが、検出コイルが3個の事例は、考慮され
ていない。検出コイルが3個の事例とは、頭部断層用の
例では以下の如きものである。大型化した1個の検出コ
イル…頭部全体の任意の断層面検出用のコイルである。
例えばソレノイド型の形状のコイル例がある。
【0006】小型化した2個の検出コイル…右耳近傍の
断層面検出用の1個の検出コイルと、左耳近傍の断層面
検出用の1個の検出コイルである。この2つの検出コイ
ルは、上記大型化した検出コイルとは直交した配置関係
としている。
【0007】この3つの検出コイルにおいては、以下の
如き課題がある。 (1)、3つの検出コイルの感度補正はどうするか。 (2)、3つの検出コイルの直交姓による位相補正はど
うするか。 (3)、3つの検出コイルでの高感度検出はどう実現す
るのか。 (4)、3つの検出コイルは、検出部位に応じて選択す
べきであり、その選択の考え方はどんなことか。
【0008】本発明の目的は、直交化した3つの検出コ
イルを持つ場合の以上の4つの課題を解決してなるMR
I装置の受信回路を提供するものである。
【0009】
【課題を解決するための手段】本発明は、全体用の受信
コイルと、該受信コイルに直交する局部用の2つの受信
コイルと、映像部位に応じて上記全体用、局部用の受信
コイル出力を検出部位に応じて任意に組み合わせて受信
エコー信号を得る手段と、より成る(請求項1)。
【0010】更に本発明は、全体用の受信コイルと、該
受信コイルに直交する局部用の2つの受信コイルと、該
3つの受信コイル出力を増幅する第1、第2、第3の増
幅器と、第1、第2、第3の増幅器の出力振幅を変更さ
せる第1、第2、第3のアッテネータと、該第2、第3
のアッテネータの出力と第1のアッテネータの出力との
位相合わせをする、第2、第3のアッテネータ対応の第
1、第2の位相シフタと、上記第1のアッテネータ出力
と第1、第2の位相シフタ出力との3出力から必要出力
を選択する選択器と、該選択器出力を相互に加算する加
算器と、より成ると共に、上記第1、第2、第3のアッ
テネータの振幅及び第1、第2、の位相シフタの位相シ
フト値及び選択器での選択内容とを、映像部位に応じて
制御する制御手段と、より成る(請求項2)。
【0011】更に本発明は、上記局部用の2つの受信コ
イルは、互いに平行に配置され、且つその両者の距離が
自在に設定可能に構成されている(請求項3)。
【0012】
【作用】本発明によれば、全体用の受信コイルと、それ
に直交する局部用の2つの受信コイルとより成り、これ
らの受信コイル出力を任意に組み合わせることによっ
て、映像部位に応じた受信エコーを得ることができる
(請求項1)。
【0013】更に本発明によれば、第1、第2、第3の
アッテネータと、第1、第2の位相シフタと、選択器と
を有し、アッテネータの振幅、位相シフタの位相シフト
値、選択器での選択内容とを映像部位に応じて制御させ
ることにより、任意の組合せに応じた受信エコーを得る
ことができる。(請求項2)。
【0014】更に本発明によれば、2つの局部用の受信
コイルは互いに平行に配置され、且つ両者の距離が自在
に設定可能に構成されている故に、2つの局部用の受信
コイルは、被検体部位に最適な位置に設定できる(請求
項3)。
【0015】
【実施例】直交コイル化の考え方を頭部用に発展された
例として、1つの頭部用コイルと、これに直交する2つ
の局部用コイルとより成る3個の受信コイルの実施例を
図1に示す。頭部用コイル5は、頭部径よりも大きな径
のコイルであり、2つの局部コイル7A、7Bは、頭部
側面の耳用等の局部コイルであり、7Aは被検体6の右
側の耳近傍に設置、7Bは被検体6の左側の耳近傍に設
置する。かかる3つのコイルにおいて、全体コイル5と
2つの局部コイル7A、7Bとが互いに直交に配置され
ている。
【0016】コイル5では左右の耳を含む頭部スライス
面の計測を行い、コイル7A、7Bではそれぞれ右側の
耳、及び左側の耳近傍の頭部局所の計測を行う。こうし
た計測例を図2に示す。図2(イ)はコイル5、図2
(ロ)はコイル7A、図2(ハ)はコイル7Bの計測例
を示す。P1点は頭部の右側の耳部位置、P2点は頭部の
左側の耳部位置を示す。この図から明らかなように、コ
イル5によれば、P1ーP2間全体についての計測値が得
られ、コイル7AによればP1点近傍の計測値が得ら
れ、コイル7BによればP2点近傍の計測値得られる。
【0017】こうした3つの計測値を組み合わせること
によって種々の映像部位に応じたエコー信号を得ること
ができる。組み合せ方法は以下の通りである。 (1)、コイル5のみの計測エコー信号を利用する例。 これは、コイル5のみの計測エコー信号を取り込み、コ
イル7A、7Bのエコー信号は利用しない例である。こ
の頭部スライス面全体についてのエコー信号として、コ
イル5のみのエコー信号を受信し、画像再構成する。 (2)、コイル7Aのみの計測エコー信号を利用する
例。 これは、コイル5及び7Bの計測エコー信号は利用せ
ず、コイル7Aのみの計測エコー信号を利用する例であ
る。右側の耳近傍の画像再構成をコイル7Aのみのエコ
ー信号で行う点に特徴がある。 (3)、コイル7Bのみの計測エコー信号を利用する
例。 これは、(2)と同様に左側の耳近傍の画像再構成をコ
イル7Bのみのエコー信号で行う点に特徴がある。
【0018】(4)、コイル5とコイル7Aとの組み合
せ例。 これは、コイル7Bのエコー信号は利用せずに、コイル
5とコイル7Aとの2つの信号を利用して、全体スライ
ス面及び右耳近傍の画像再構成を行うものであり、特に
右耳近傍の状況を強調させた再構成画像を得る。ここ
で、コイル5とコイル7Aとの信号は、互いにある処理
をして1つのエコー信号を得、このエコー信号から再構
成画像を得る。ここでのある処理とは、位相合わせをす
ること、振幅を調整して(重み係数の乗算)感度補正を
行うこと、を云う。ここで、位相合わせとは、コイル5
とコイル7Aとは互いに直交することから、エコー信号
も90°の位相差をなくして同相でコイル5とコイル7
Aとのエコー信号を受信するための90°位相遅れ操作
を云う。更に、感度補正とは、図2(イ)、(ロ)に示
すように、区間Q1でコイル5とコイル7Aとの信号が
別々に得られる故に、この2つの信号を重畳させて1つ
のエコー信号とするるため、相互の振幅調整を行うこと
を云う。 (5)、コイル5とコイル7Bとの組み合せ例。 (4)と同様な考え方によるものであり、図2(イ)、
(ハ)での区間Q2が振幅調整区間を云う。 (6)、コイル7Aとコイル7Bとの組み合せ例。 コイル5のエコー信号は利用せずに、コイル7Aと7B
とのエコー信号のみを利用するものである。このエコー
信号は、図2の(イ)、(ロ)に示す如きものであり、
区間Q3で互いに重なりあうものであり、この区間では
振幅調整を行う必要がある。また、位相は、互いに平行
なことから同相(又はそれに近い)である故に、位相調
整は不要である。 (7)、コイル5と7Aと7Bとの組み合せ例。 これは、3つのコイルをすべて組み合わせて1つのエコ
ー信号を得る例であり、コイル7Aと7Bとのエコー信
号とコイル5のエコー信号との位相合わせを行わせ、区
間Q1、Q2、Q3で相互に関連信号の振幅調整を行わせ
る。
【0019】以上の(1)〜(7)は、それぞれの映像
部位や診断目的によって選択する。以下、その選択目的
を述べる。 (1)〜(3)…コイル5、7A、7Bとの単独のエコ
ー信号を、単独で利用する例であり、従前の1個の受信
コイル例と変わりない。 (4)〜(6)…コイル5、7A、7Bとの中の2つの
コイル出力を利用する例であり、コイル5との組み合せ
では直交コイル化されたものとなり、右又は左の耳部近
傍でS/N比の良いエコー信号を得ることができる。 (7)…コイル5、7A、7Bとのすべてのコイル出力
を利用して、右及び左の耳部近傍のS/N比の良いエコ
ー信号を得ることができる。例えば、右側の耳近傍に異
常がある場合で且つその異常が判別しかねるといった状
況の場合、左側の耳近傍は正常であり、この正常な部位
との比較で右側の耳近傍の異常判別を行うことが必要と
なる。こうした例にあっては、コイル5のスライス面全
体からのエコー信号と、コイル7A、7Bとの局部から
のエコー信号とから、両者の合成をはかり、S/Nのよ
い再構成画像を得ることができる。かくして、左右の耳
近傍の比較を正確に行うことができ、異常か否か、異常
の様子等の判断をしやすくなる。
【0020】図3には頭部での映像部位とコイル選択例
を示す。点P10は、コイル5と7Aとの合成によるエコ
ー信号、点P11は、コイル5と7Bとの合成によるエコ
ー信号、点P12は、コイル5と7Aと7Bとの合成によ
るエコー信号を利用することによって、それぞれ好適な
映像化を達成できる。
【0021】図4は受信回路の実施例図である。構成要
素を列挙すると以下となる。高周波増幅器30、31、
32…コイル5、7A、7Bからの受信エコー信号を増
幅する。アッテネータ33、34、35…増幅器30、
31、32の出力の振幅調整を行う。ここでの振幅調整
は、対象とする空間的位置に適した減衰を行うようにす
るためである。これはいわゆる感度補正である。位相シ
フタ36、37…コイル7A、7Bのエコー信号の位相
を、コイル5のエコー信号の位相に合わせる。例えば9
0°遅延する。選択器38…アッテネータ33、位相シ
フタ36、37の3出力を前記(1)〜(7)の7通り
の組み合せに従って選択する。加算器39…選択器38
で選択した出力の加算を行う。1個の選択では、当然に
加算は不要である。CPU40…増幅器30、31、3
2の3出力をラッチし、アッテネータ33、34、35
の振幅決定、位相シフタ36、37の位相シフト値決定
を行う。更に操作者の指示に従って選択器38での選択
設定を行う。このCPU40は、後述する。図5のCP
U11と同一物である。更に、加算器39の出力は、図
5の検波器24又はAD変換器25への入力となり、C
PU11へと取り込まれ処理される。
【0022】ここで、図4におけるアッテネータ33、
34、35における感度補正について詳述する。例え
ば、コイル5とコイル7Aとの利用例ではコイル5とコ
イル7Aとの両者の情報量(形状、位置、電気的特性等
によって定まるもの)の違いに応じて信号の重み付けを
行うようにし、これによってより高いSN比を達成させ
ることとした。
【0023】図1において、コイル5で得られる信号成
分をS1、SN比をSN1とし、コイル7Aでも同様にS
2、SN2とする。また絶対感度の比S2/S1をGとし、
重み付け加算の割合をコイル5側を1、コイル7A側を
Kとすると、加算後のSN比は、
【数1】 となる。ここでSN比を最大とする条件は、
【数2】 であり、その時のSN比SNmaxは、
【数3】 となる。前記アンバランスを考慮し、情報量の違いに着
目して上記[数2]の条件のもとで、[数3]により加
算(2乗平均化処理)すると、例えばSN比を94.3
に高めることができ、約18%も改善されることにな
る。
【0024】ところで[数2]によるSN比の最適化は
次の3つの手段により達成できる。最も簡便な第1の手
段は、直交コイル各々の中心付近でのSN比を計測し、
その値を[数2]に用いてKを求め、各コイルの出力の
ゲインを、半固定のアッテネータを用いて合わせる手段
である。この手段は装置のコスト増加を伴わず、実質的
にSN比を向上できる。第2の手段は、各コイルの空間
的な感度分布によりSN比のマッピングを計測してお
き、得ようとしている画像の関心領域でKを求め、各コ
イルの出力を、可変アッテネータにより最適化して計測
する手段である。この手段は装置のコスト増加が少な
く、核磁気共鳴イメージング装置に独特のマルチスライ
ス計測に適用できる。
【0025】第3の手段は、第2の手法と同様のSN比
のマッピングにより、更に、(2)式によるKのマップ
(Kマップ)を求めておき、各コイルの信号を別々に取
り扱ってそれぞれの画像を求め、2つの画像をKマップ
に従って画素ごと、あるいは局所の画素集合ごとに合成
する手段である。この手段はコストが増加するが、全て
の領域でSN比を最高に保つことができる。第1、第2
の手段は、図4のアッテネータ33、34を半固定か可
変かにして重みを設定すれば、即ち、あらかじめ基準と
する物体(図示せず)を計測した時の各出力のSN比及
び絶対感度比Gにより前記[数2]を用いて求めた値に
設定しておくことによって達成できる。第3の手段は、
図4の実施例を使わずに、増幅器30、31の出力をA
D変換器を介してCPUに取り込み、ディジタル的に直
接処理するやり方で達成できる。
【0026】以上のSN比最大になるような第1、第2
の手段による設定すりやり方によれば、各コイルの出力
のSN比によってそれらの出力に対してアッテネータで
重み付けをし、位相シフタで位相差を補正して加算し、
又は各出力による画像の各SN比に応じて各出力に対し
て重み付け加算すれば、最終的なSN比は高められ、良
質の画像が得られる。第3の手段の場合でも同様であ
る。本実施例の意図することは[数2]で得た相対的な
感度バランスに調整することにあるので、図4例示の構
成を変形しても同様のことが実施可能である。例えば、
回路部31、34、36の配列順序(32、35、37
も同様)、回路部31と34を一体化(32と35も同
様)した可変ゲインのアンプを用いたり、各コイル5、
7A、7Bの同調後のインピーダンスを変えて合成する
ことなどである。30、33も同様である。いずれの方
式でも本実施例によれば、画質上最も重要な検出部位付
近でのSN比を向上させることができる。
【0027】図5は本発明に係る核磁気共鳴イメージン
グ装置の全体構成例を示すブロック図である。この核磁
気共鳴イメージング装置は、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と云う)1
1と、シーケンサ12と、送信系13と、磁場勾配発生
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の周りにその体軸方
向又は体軸と直交する方向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。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及び磁場勾
配発生系14並びに受信系15に送るものである。
【0028】上記送信系13は、高周波発振器17と変
調器18と高周波増幅器19と送信側の高周波コイル2
0aとからなり、上記高周波発振器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1
8で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高
周波増幅器19で増幅した後に被検体6に近接して配置
された高周波コイル20aに供給することにより、電磁
波が上記被検体6に照射されるようになっている。上記
磁場勾配発生系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。上記受信系15は、
受信側の高周波コイル高周波20bと増幅器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
信側の高周波高周波20a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
接して配置された高周波コイル20bで検出され、増幅
器23及び直交位相検波器24を介してA/D変換器2
5に入力してディジタル量に変換され、更にシーケンサ
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列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及び磁気テープ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、補正係数計算像再構成等の処理を行い、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
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。尚、図において、送信側及び受
信側の高周波コイル20a,20bと傾斜磁場コイル2
1は、被検体1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。
【0029】ここで、本発明に係る高周波高周波20b
は図1で示したようなコイル5と、コイル5に直交する
コイル7A、7Bである。又前記したように、照射用の
高周波コイル20aを一軸側の受信コイルとして兼用
し、それに直交した受信専用のコイル5、7A、7Bを
構成してもよい。更に、コイル5、7A、7Bの3者と
も照射と受信を兼ねて使用してもよい。いずれにしても
1つのコイルとそれに直交する一対のコイルから映像部
位(撮影部位)に応じて選択して信号を取り出すことが
重要である。
【0030】図6は、受信コイル7A、7Bの駆動系を
示す図である。受信コイル7A、7Bは、互いに逆向き
にねじ切りされたシャフト41、42に設けられ、モー
タ45で互いに接近又は遠ざかる方向に駆動制御を受け
る。更に、受信コイル7A、7Bは、上下動する部材4
4Aによって、シャフト44、モータ46の働きで、上
下動するように、駆動制御を受ける。モータ45、46
はCPU11の制御を受ける。更に、受信コイル7A、
7Bには、近接スィッチ43A、43Bが設けられ、被
検体6への接触防止用に使用される。更に、上下動によ
るシャフト44又は42の被検体接触防止用に、近接ス
ィッチ43Cが設けられている。
【0031】以上の駆動系において、被検体6のCT断
層像や透視像をCRTに表示させておき、操作者がその
表示画面上の受信コイル7A、7Bの計測位置を指定す
る。これをCPU11が読み取り、モータ45、46に
その位置までの操作量を与えて、シャフト41、42、
44を駆動し、受信コイル7A、7Bの位置決めを行
う。受信コイル7A、7Bは被検体6に近ければ近い程
に感度がよいため、できるだけ近く接近させるが、被検
体6への接触は安全上避けるべきである。そこで、近接
スィッチ43A、43B、43Cを設けて、CPU11
がスィッチ状態を見て最終的な位置決めを行う。尚、シ
ャフト41、42、43は一例であり、要は、受信コイ
ルコイル7A、7Bの上下動及び水平方向の移動とが可
能な機構であればよい。
【0032】以上の実施例では、頭部用としたが、胸部
や首部等の他の被検体部位にも、全体コイル、2つの局
部所コイルとの考え方は適用できる。尚、局部コイル
は、3個以上の例も有り得る。
【0033】
【発明の効果】本発明によれば、1つのコイルとそれに
直交する一対のコイルの3つのコイルを撮影部位に応じ
た最適な組合せにより検出した信号を最適な重み付けで
合成し、更に、3つのコイルを最適な位置に移動できる
ことによりSN比を高めることができ、良質の画像が得
られると云う効果がある。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明の3つの受信コイルの実施例図を示す図
である。
【図2】本発明の3つの受信コイルによる計測波形図で
ある。
【図3】本発明の頭部検出でのコイル配置例図である。
【図4】本発明の受信回路の実施例図である。
【図5】本発明のMRI装置の実施例図である。
【図6】本発明の受信コイル7A、7Bの駆動系の実施
例図である。
【図7】従来の直交コイル例を示す図である。
【符号の説明】
5 全体用の受信コイル 7A、7B 局部用の受信コイル
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 FI 技術表示箇所 9118−2J G01N 24/04 H

Claims (3)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項1】 全体用の受信コイルと、該受信コイルに
    直交する局部用の2つの受信コイルと、映像部位に応じ
    て上記全体用、局部用の受信コイル出力を検出部位に応
    じて任意に組み合わせて受信エコー信号を得る手段と、
    より成るMRI装置の受信回路。
  2. 【請求項2】 全体用の受信コイルと、該受信コイルに
    直交する局部用の2つの受信コイルと、該3つの受信コ
    イル出力を増幅する第1、第2、第3の増幅器と、第
    1、第2、第3の増幅器の出力振幅を変更させる第1、
    第2、第3のアッテネータと、該第2、第3のアッテネ
    ータの出力と第1のアッテネータの出力との位相合わせ
    をする、第2、第3のアッテネータ対応の第1、第2の
    位相シフタと、上記第1のアッテネータ出力と第1、第
    2の位相シフタ出力との3出力から必要出力を選択する
    選択器と、該選択器出力を相互に加算する加算器と、よ
    り成ると共に、上記第1、第2、第3のアッテネータの
    振幅及び第1、第2、の位相シフタの位相シフト値及び
    選択器での選択内容とを、映像部位に応じて制御する制
    御手段と、より成るMRI装置の受信回路。
  3. 【請求項3】 上記局部用の2つの受信コイルは、互い
    に平行に配置され、且つその両者の距離が自在に設定可
    能に構成されている請求項1又は2のMRI装置の受信
    回路。
JP3237327A 1991-08-23 1991-08-23 Mri装置の受信回路 Pending JPH0549617A (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP3237327A JPH0549617A (ja) 1991-08-23 1991-08-23 Mri装置の受信回路

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP3237327A JPH0549617A (ja) 1991-08-23 1991-08-23 Mri装置の受信回路

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JPH0549617A true JPH0549617A (ja) 1993-03-02

Family

ID=17013735

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP3237327A Pending JPH0549617A (ja) 1991-08-23 1991-08-23 Mri装置の受信回路

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JPH0549617A (ja)

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6241669B1 (en) 1998-06-05 2001-06-05 Ge Yokogawa Medical Systems, Limited MRI coil and MRI apparatus
JP2006141444A (ja) * 2004-11-16 2006-06-08 Toshiba Corp 高周波コイルアセンブリ及び磁気共鳴撮像装置
US8232802B2 (en) 2004-11-16 2012-07-31 Kabushiki Kaisha Toshiba RF coil assembly for MRI using differently shaped and/or sized coils

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6241669B1 (en) 1998-06-05 2001-06-05 Ge Yokogawa Medical Systems, Limited MRI coil and MRI apparatus
KR100359555B1 (ko) * 1998-06-05 2002-11-07 지이 요꼬가와 메디칼 시스템즈 가부시끼가이샤 자기공명 영상 진단용 코일 및 자기공명 영상 진단 장치
JP2006141444A (ja) * 2004-11-16 2006-06-08 Toshiba Corp 高周波コイルアセンブリ及び磁気共鳴撮像装置
US8232802B2 (en) 2004-11-16 2012-07-31 Kabushiki Kaisha Toshiba RF coil assembly for MRI using differently shaped and/or sized coils

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US5951474A (en) Magnetic resonance imaging apparatus for detecting magnetic resonance signals by radio frequency receiving coils
US6518760B2 (en) Magnetic resonance imaging method with sub-sampled acquisition
JPH0647020A (ja) 核磁気共鳴装置用プローブ
US4549137A (en) Nuclear magnetic resonance diagnostic apparatus
JP3538249B2 (ja) Mris装置
JP2805405B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP3183915B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JPH0549617A (ja) Mri装置の受信回路
JP4363606B2 (ja) 磁気共鳴信号伝送装置及び磁気共鳴撮影装置
US20050237059A1 (en) Method and apparatus for suppression of artifacts in MRT imaging
JPH0376136B2 (ja)
JP3907944B2 (ja) 磁気共鳴イメージング方法及び装置
JP3341914B2 (ja) Mr装置及びプレパレーションパルスの印加方法
JPH07163543A (ja) 磁気共鳴イメージング装置の高周波受信コイル
JPH09276248A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2860668B2 (ja) 核磁気共鳴イメージング装置用受信コイル
JPH0622925A (ja) 核磁気共鳴イメージング装置
JPH05176911A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP3007383B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JPS63109847A (ja) 核磁気共鳴映像装置
JPH09192115A (ja) 磁気共鳴装置用rfプローブ
JPH0568672A (ja) 磁気共鳴イメージング装置における傾斜磁場印加方法
JPH0475638A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP4349646B2 (ja) 核磁気共鳴イメージング装置
JP4400957B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置