JPH0566810B2 - - Google Patents
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- JPH0566810B2 JPH0566810B2 JP62167501A JP16750187A JPH0566810B2 JP H0566810 B2 JPH0566810 B2 JP H0566810B2 JP 62167501 A JP62167501 A JP 62167501A JP 16750187 A JP16750187 A JP 16750187A JP H0566810 B2 JPH0566810 B2 JP H0566810B2
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- output
- amplifier
- terminal
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- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 claims description 16
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 4
- 230000005856 abnormality Effects 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 1
- 238000000034 method Methods 0.000 description 1
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 1
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、MRI（Magnetic Resonance
Imaging）装置、特にその高周波磁場発生用の高
周波増幅器に関する。
Imaging）装置、特にその高周波磁場発生用の高
周波増幅器に関する。
前記MRI装置の全体的構成は、たとえば第４
図に示されるようになつている。同図において、
静磁場コイル２２に静磁場電源２３より電流を流
し、NMR現象を観測するに必要な静磁場を発生
させるようになつている。静磁場コイル２２の内
側には、傾斜磁場コイル２４と高周波磁場コイル
２５が設けられている。傾斜磁場コイル２４は傾
斜磁場電源２６と共に信号の位置情報を得るに必
要な傾斜磁場を発生させるようになつている。さ
らに高周波磁場コイル２５は、基準周波数源２７
により励振される送信機２８と受信機２９が切換
器３０を介して接続されている。受信機２９の出
力は、画像処理装置３１に接続され、この画像処
理装置３１では得られた信号を計算処理するよう
になつている。
図に示されるようになつている。同図において、
静磁場コイル２２に静磁場電源２３より電流を流
し、NMR現象を観測するに必要な静磁場を発生
させるようになつている。静磁場コイル２２の内
側には、傾斜磁場コイル２４と高周波磁場コイル
２５が設けられている。傾斜磁場コイル２４は傾
斜磁場電源２６と共に信号の位置情報を得るに必
要な傾斜磁場を発生させるようになつている。さ
らに高周波磁場コイル２５は、基準周波数源２７
により励振される送信機２８と受信機２９が切換
器３０を介して接続されている。受信機２９の出
力は、画像処理装置３１に接続され、この画像処
理装置３１では得られた信号を計算処理するよう
になつている。
信号を得るために、送号機２８より適当な大き
さの高周波パルスを与えると同時にこれと関連さ
せて傾斜磁場コイル２４から傾斜磁場を発生させ
る。高周波磁場コイル２５に生じた信号は、受信
機２９で増幅し、基準周波数源で検波した後、画
像処理装置３１に加え画像化するようになつてい
る。
さの高周波パルスを与えると同時にこれと関連さ
せて傾斜磁場コイル２４から傾斜磁場を発生させ
る。高周波磁場コイル２５に生じた信号は、受信
機２９で増幅し、基準周波数源で検波した後、画
像処理装置３１に加え画像化するようになつてい
る。
しかし、上記MRI装置において、前記送信機
２８には高周波増幅器が内蔵されており、この高
周波増幅器には、負荷の整合に対しては、増幅器
側のインピーダンスを規定するだけで、負荷のイ
ンピーダンス変動による不整合については、配慮
されていなかつた。このため、負荷のインピーダ
ンスが大きくずれた場合などには、不整合による
反射電力が生じ、負荷に規定の電力が伝わらない
場合が生じていたり、最悪の場合には増幅器の素
子が破壊する問題があつた。
２８には高周波増幅器が内蔵されており、この高
周波増幅器には、負荷の整合に対しては、増幅器
側のインピーダンスを規定するだけで、負荷のイ
ンピーダンス変動による不整合については、配慮
されていなかつた。このため、負荷のインピーダ
ンスが大きくずれた場合などには、不整合による
反射電力が生じ、負荷に規定の電力が伝わらない
場合が生じていたり、最悪の場合には増幅器の素
子が破壊する問題があつた。
それ故、本発明はこのような事情に基づいてな
されたものであり、前記高周波増幅器の負荷との
不整合による反射電力から前記増幅器の保護を図
ることのできるMRI装置を提供するにある。
されたものであり、前記高周波増幅器の負荷との
不整合による反射電力から前記増幅器の保護を図
ることのできるMRI装置を提供するにある。
このような目的を達成するため、本発明に係る
MRI装置は、高周波磁場発生用の高周波増幅器
を、２つの同じ第１の増幅器３及び第２の増幅器
４と、２つの同じ第１のπ／２位相合成器１及び
第２のπ／２位相合成器５と、２つの吸収抵抗２
及び吸収抵抗６から構成し、この高周波増幅器の
入力及び出力をそれぞれ前記第１のπ／２位相合
成器１の第１入力端子７Ａ及び前記第２のπ／２
位相合成器５の第３の出力端子Ｄとし、第１の
π／２位相合成器１の第１出力端子Ｂ、第２出力
端子Ｃ及び第３出力端子Ｄにそれぞれ前記第１増
幅器３の入力端子、前記第２増幅器４の入旅端子
７及び吸収抵抗２を接続し、前記第２のπ／２位
相合成器５の第１入力端子７Ｂ、第２入力端子７
Ｃ及び第３入力端子７Ａにそれぞれ前記第１増幅
器３の出力端子、前記第２増幅器４の出力端子及
び吸収抵抗６を接続したことを特徴とするもので
ある。
MRI装置は、高周波磁場発生用の高周波増幅器
を、２つの同じ第１の増幅器３及び第２の増幅器
４と、２つの同じ第１のπ／２位相合成器１及び
第２のπ／２位相合成器５と、２つの吸収抵抗２
及び吸収抵抗６から構成し、この高周波増幅器の
入力及び出力をそれぞれ前記第１のπ／２位相合
成器１の第１入力端子７Ａ及び前記第２のπ／２
位相合成器５の第３の出力端子Ｄとし、第１の
π／２位相合成器１の第１出力端子Ｂ、第２出力
端子Ｃ及び第３出力端子Ｄにそれぞれ前記第１増
幅器３の入力端子、前記第２増幅器４の入旅端子
７及び吸収抵抗２を接続し、前記第２のπ／２位
相合成器５の第１入力端子７Ｂ、第２入力端子７
Ｃ及び第３入力端子７Ａにそれぞれ前記第１増幅
器３の出力端子、前記第２増幅器４の出力端子及
び吸収抵抗６を接続したことを特徴とするもので
ある。
また、前記第２のπ／２位相合成器の入力端子
に消費電力の指示計器が接続されたものである。
に消費電力の指示計器が接続されたものである。
π／２位相合成器を設けたので、出力に接続さ
れた負荷が不整合であり、反射電力があつても、
その反射電力は、もう一方の端子に接続された吸
収抵抗によつて消費される。このように、π／２
位相合成器は一種のサーキユレータのように動作
する。
れた負荷が不整合であり、反射電力があつても、
その反射電力は、もう一方の端子に接続された吸
収抵抗によつて消費される。このように、π／２
位相合成器は一種のサーキユレータのように動作
する。
これによつて、負荷の整合状態にかかわらず、
高周波増幅器から見た出力回路は、常に整合のと
れた状態にあり、理想的な状態で動作するので、
破壊するようなことはない。
高周波増幅器から見た出力回路は、常に整合のと
れた状態にあり、理想的な状態で動作するので、
破壊するようなことはない。
また、吸収抵抗で消費される電力は、すべて反
射波の電力であるので、この電力を測定すること
で、調整の状態を知ることができる。
射波の電力であるので、この電力を測定すること
で、調整の状態を知ることができる。
第１図は本発明によるMRI装置の送信機（第
４図の符号２８に示す部分）に組み込まれる高周
波増幅器の一実施例を示している。図中、３，４
は増幅器、１，５はπ／２位相合成器、２，６は
吸収抵抗、７は電圧計である。
４図の符号２８に示す部分）に組み込まれる高周
波増幅器の一実施例を示している。図中、３，４
は増幅器、１，５はπ／２位相合成器、２，６は
吸収抵抗、７は電圧計である。
この実施例において、２つの増幅器、３，４を
90゜の位相差で駆動するようにするため、入力側
にもπ／２位相合成器１を設けている。もちろ
ん、他の方法によつて、２つの増幅器、３，４の
入力に90゜の位相差をもつた信号を直接入力して
も同じ結果が得られる。吸収抵抗２はπ／２位相
合成器１の不整合による反射電力を吸収するため
のものとして機能する。吸収抵抗２の値は、π／
２位相合成器１の特性インピーダンスと増幅器
３，４の入力インピーダンスに等しくしており、
本実施例の場合はたとえば50オームにしてある。
これは出力側の90゜位相合成器５および吸収抵抗
６についても同じである。
90゜の位相差で駆動するようにするため、入力側
にもπ／２位相合成器１を設けている。もちろ
ん、他の方法によつて、２つの増幅器、３，４の
入力に90゜の位相差をもつた信号を直接入力して
も同じ結果が得られる。吸収抵抗２はπ／２位相
合成器１の不整合による反射電力を吸収するため
のものとして機能する。吸収抵抗２の値は、π／
２位相合成器１の特性インピーダンスと増幅器
３，４の入力インピーダンスに等しくしており、
本実施例の場合はたとえば50オームにしてある。
これは出力側の90゜位相合成器５および吸収抵抗
６についても同じである。
前記π／２位相合成器１の動作（π／２位相ハ
イブリツド５においても同じ）は、次に示す通り
である。信号を端子Ａに入力すると端子Ｂと端子
Ｃに90゜位相差のある同振幅の信号が出力され端
子Ｄには何も出力されることはない。また、逆に
90゜位相差のある同振幅の信号を端子Ｂと端子Ｃ
に入力すると、端子Ｄに出力され、端子Ａには何
も出力されることはない。
イブリツド５においても同じ）は、次に示す通り
である。信号を端子Ａに入力すると端子Ｂと端子
Ｃに90゜位相差のある同振幅の信号が出力され端
子Ｄには何も出力されることはない。また、逆に
90゜位相差のある同振幅の信号を端子Ｂと端子Ｃ
に入力すると、端子Ｄに出力され、端子Ａには何
も出力されることはない。
したがつて、吸収抵抗２，６は進行波に対して
は無視することができ、反射波に対して作用する
ようになる。このため、増幅器３，４は、常に整
合のとれた状態で動作させることができ、反射波
の電力により破壊するようなことはなくなるとい
う効果を有する。
は無視することができ、反射波に対して作用する
ようになる。このため、増幅器３，４は、常に整
合のとれた状態で動作させることができ、反射波
の電力により破壊するようなことはなくなるとい
う効果を有する。
また、電圧計７によつて出力端子からの反射電
力を測定することができるようになる。これは、
吸収抵抗６の値は既知でありこれをＲオームとし
た場合、電圧計７の指示値がｅボルトであれば、
反射電力Prはオームの法則から、Pr＝e2／Ｒワ
ツトであるのは明らかとなる。したがつて、この
ように、反射電力を指示することにより負荷のイ
ンピーダンスを調整する目安になるとともに、常
に最良の整合状態にすることができるようにな
る。このことは、負荷に規定の電力が伝達されて
いるかを示す指示計として利用できることを意味
し、MRI装置の場合、特に意義を有するように
なる。
力を測定することができるようになる。これは、
吸収抵抗６の値は既知でありこれをＲオームとし
た場合、電圧計７の指示値がｅボルトであれば、
反射電力Prはオームの法則から、Pr＝e2／Ｒワ
ツトであるのは明らかとなる。したがつて、この
ように、反射電力を指示することにより負荷のイ
ンピーダンスを調整する目安になるとともに、常
に最良の整合状態にすることができるようにな
る。このことは、負荷に規定の電力が伝達されて
いるかを示す指示計として利用できることを意味
し、MRI装置の場合、特に意義を有するように
なる。
さらに、負荷が異常を示した場合には、反射電
力が急激に増大するので、この指示計の出力を負
荷異常の警報装置とし、反射電力が異常に増大し
た場合にはMRI装置の動作を一時的に停止する
機能を設けるようにすることもできる。
力が急激に増大するので、この指示計の出力を負
荷異常の警報装置とし、反射電力が異常に増大し
た場合にはMRI装置の動作を一時的に停止する
機能を設けるようにすることもできる。
第２図は本発明の他の実施例を示す構成図であ
る。第１図の構成と比較してその相違点は増幅器
３の前段に位相変調器６を設けたことにある。前
記位相変調器６は、入出力の位相差が印加される
電圧によつて変化するものであり、一般に、印加
電圧ｅに対して位相差φはφ＝ke（ｋ：比例定
数）となる。
る。第１図の構成と比較してその相違点は増幅器
３の前段に位相変調器６を設けたことにある。前
記位相変調器６は、入出力の位相差が印加される
電圧によつて変化するものであり、一般に、印加
電圧ｅに対して位相差φはφ＝ke（ｋ：比例定
数）となる。
第２図で位相変調器６の入力にそれぞれe1，e2
なる電圧を加え、 φ＝ke1＝ke（∵e1＝ｅ）ただし０ｅπ／ｋ φ＝ke2＋π／２＝−ke＋π／２（∵e2＝−ｅ） ただし０ｅπ／ｋ の関係を持たせるとすると、 変調入力電圧ｅが零のとき、第２図中のa2部の
位相はa1部の位相に対してπ／２進む。このとき
は、π／２位相合成器５の出力は、ｂ側に出力が
出て、ｄ側には出力が出ない。
なる電圧を加え、 φ＝ke1＝ke（∵e1＝ｅ）ただし０ｅπ／ｋ φ＝ke2＋π／２＝−ke＋π／２（∵e2＝−ｅ） ただし０ｅπ／ｋ の関係を持たせるとすると、 変調入力電圧ｅが零のとき、第２図中のa2部の
位相はa1部の位相に対してπ／２進む。このとき
は、π／２位相合成器５の出力は、ｂ側に出力が
出て、ｄ側には出力が出ない。
ところが、変調入力電圧ｅが、π／2kとなる
と、a2部の位相を０とするとa1部の位相はπ／２
となり、a2部の位相はa1部の位相に対してπ／２
遅れる。こうなるとπ／２位相合成器５の出力は
反転してｂ側の出力が零になりｄ側に出力が出
る。したがつて出力電圧（90゜位相合成器のｂ側）
をe0とすると e0＝ea1・cos（ke）＋ea2・cos ｛（−ke＋π／２）＋π／２｝ ＝ea1・cos（ke）＋ea2・cos（ke） ea1＝ea2＝e′とすると e0＝2e′cos（ke） となり位相変調器の入力電圧によつて出力振幅を
変調することができる。この方式の最大の特徴
は、第３図のa1a2部の波形からも理解できるよう
に増幅器３は常に一定の出力を出しているだけで
振幅変化はない。これによつて、高周波増幅器は
効率の良いＣ級増幅が使用できる利点がある。ま
た、先の実施例にも述べたように、変調による負
荷インピーダンスの変動がないので高周波増幅器
を非常に安定な状態で動作させることができる。
と、a2部の位相を０とするとa1部の位相はπ／２
となり、a2部の位相はa1部の位相に対してπ／２
遅れる。こうなるとπ／２位相合成器５の出力は
反転してｂ側の出力が零になりｄ側に出力が出
る。したがつて出力電圧（90゜位相合成器のｂ側）
をe0とすると e0＝ea1・cos（ke）＋ea2・cos ｛（−ke＋π／２）＋π／２｝ ＝ea1・cos（ke）＋ea2・cos（ke） ea1＝ea2＝e′とすると e0＝2e′cos（ke） となり位相変調器の入力電圧によつて出力振幅を
変調することができる。この方式の最大の特徴
は、第３図のa1a2部の波形からも理解できるよう
に増幅器３は常に一定の出力を出しているだけで
振幅変化はない。これによつて、高周波増幅器は
効率の良いＣ級増幅が使用できる利点がある。ま
た、先の実施例にも述べたように、変調による負
荷インピーダンスの変動がないので高周波増幅器
を非常に安定な状態で動作させることができる。
以上説明したことから明らかなように、本発明
によるMRI装置によれば、その送信器に組み込
まれる高周波増幅器の負荷との不整合による反射
電力から前記増幅器の保護を図ることができる。
によるMRI装置によれば、その送信器に組み込
まれる高周波増幅器の負荷との不整合による反射
電力から前記増幅器の保護を図ることができる。
第１図は本発明によるMRI装置の一実施例を
説明する構成図、第２図は本発明によるMRI装
置の他の実施例を説明する構成図、第３図は第２
図の各部における動作波形図、第４図はMRI装
置の全体構成を示す図である。 １，５…π／２位相合成器、２，６…吸収抵
抗、３，４…増幅器、７…電圧計。
説明する構成図、第２図は本発明によるMRI装
置の他の実施例を説明する構成図、第３図は第２
図の各部における動作波形図、第４図はMRI装
置の全体構成を示す図である。 １，５…π／２位相合成器、２，６…吸収抵
抗、３，４…増幅器、７…電圧計。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 高周波磁場発生用の高周波増幅器を、２つの
同じ第１の増幅器３及び第２の増幅器４と、２つ
の同じ第１のπ／２位相合成器１及び第２のπ／
２位相合成器５と、２つの吸収抵抗２及び吸収抵
抗６から構成し、 この高周波増幅器の入力及び出力をそれぞれ前
記第１のπ／２位相合成器１の第１入力端子Ａ及
び前記第２のπ／２位相合成器５の第３の出力端
子Ｄとし、 第１のπ／２位相合成器１の第１出力端子Ｂ、
第２出力端子Ｃ及び第３出力端子Ｄにそれぞれ前
記第１増幅器３の入力端子、前記第２増幅器４の
入力端子及び吸収抵抗２を接続し、 前記第２のπ／２位相合成器５の第１入力端子
Ｂ、第２入力端子Ｃ及び第３入力端子Ａにそれぞ
れ前記第１増幅器３の出力端子、前記第２増幅器
４の出力端子及び吸収抵抗６を接続したことを特
徴とするMRI装置。 ２ 前記第２のπ／２位相合成器５の第３入力端
子Ａに消費電力の指示計器７が接続されている特
許請求の範囲第１項記載のMRI装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62167501A JPS6411537A (en) | 1987-07-03 | 1987-07-03 | Mri apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62167501A JPS6411537A (en) | 1987-07-03 | 1987-07-03 | Mri apparatus |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6411537A JPS6411537A (en) | 1989-01-17 |
| JPH0566810B2 true JPH0566810B2 (ja) | 1993-09-22 |
Family
ID=15850854
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62167501A Granted JPS6411537A (en) | 1987-07-03 | 1987-07-03 | Mri apparatus |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6411537A (ja) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2665758B2 (ja) * | 1988-02-22 | 1997-10-22 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | 核磁気共鳴装置 |
| DE19840622C2 (de) * | 1998-09-05 | 2000-11-16 | Bruker Analytik Gmbh | Spinresonanz-Spektrometer sowie Vielkanal-Spinresonanz-Spektrometer |
| US8099059B2 (en) * | 2005-04-29 | 2012-01-17 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method and circuit arrangement for operating multi-channel transmit/recieve antenna devices |
| WO2006117714A2 (en) * | 2005-04-29 | 2006-11-09 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method and circuit arrangement for operating multi-channel transmit/receive antenna devices |
-
1987
- 1987-07-03 JP JP62167501A patent/JPS6411537A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6411537A (en) | 1989-01-17 |
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