JPH06254071A - Magnetic resonance video device and probe for magnetic resonance video device - Google Patents
Magnetic resonance video device and probe for magnetic resonance video deviceInfo
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- JPH06254071A JPH06254071A JP5049678A JP4967893A JPH06254071A JP H06254071 A JPH06254071 A JP H06254071A JP 5049678 A JP5049678 A JP 5049678A JP 4967893 A JP4967893 A JP 4967893A JP H06254071 A JPH06254071 A JP H06254071A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は被検体の断層像を非侵襲
で撮影する磁気共鳴映像装置及び高周波磁場の送信と磁
気共鳴信号の受信を行なう磁気共鳴映像装置用プローブ
に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus for non-invasively capturing a tomographic image of a subject and a probe for a magnetic resonance imaging apparatus for transmitting a high frequency magnetic field and receiving a magnetic resonance signal.
【０００２】[0002]
【従来の技術】磁気共鳴映像装置は、よく知られている
ように、固有の磁気モーメントを持つ核の集団が一様な
静磁場中に置かれたときに、特定の周波数で回転する高
周波磁場のエネルギーを共鳴的に吸収する現象を利用し
て、物質の化学的及び物理的な微視的情報を映像化する
手法であり、１Ｈに関しては、静止あるいは遅い動きの
部位の撮像に対し、臨床的にも良質な画像を提供してい
る。2. Description of the Related Art As is well known, a magnetic resonance imaging apparatus is a high-frequency magnetic field that rotates at a specific frequency when a group of nuclei having unique magnetic moments is placed in a uniform static magnetic field. Is a method of visualizing the chemical and physical microscopic information of a substance by utilizing the phenomenon of resonant absorption of the energy of the. It also provides high quality images.
【０００３】しかし、近年動きの早い部位（心臓など）
に対して撮像を可能にする高速イメージング（映像化時
間〜５０ｍｓ）や１Ｈ以外の核種（３１Ｐ、１９Ｆ、１
３Ｃ、２３Ｎなど）のイメージングへの要求が高まって
いる。これらのイメージング技術においてはＳ／Ｎの向
上が重要な課題となる。例えば、高速イメージングの場
合、リアルタイムスキャン時のフリップ角低下にともな
うＳ／Ｎ低下及び勾配磁場の増加にともなうＳ／Ｎの低
下が挙げられ、３１Ｐのイメージングに関しては、体内
の存在量が１Ｈの１０-4程度ときわめて微量であるため
によるＳ／Ｎの低下が挙げられる。However, recently moving parts (heart, etc.)
High-speed imaging (imaging time ~ 50 ms) and nuclides other than 1H (31P, 19F, 1
3C, 23N, etc.) is increasing. Improvement of S / N is an important issue in these imaging techniques. For example, in the case of high-speed imaging, there is a decrease in S / N due to a decrease in flip angle during real-time scanning and a decrease in S / N due to an increase in a gradient magnetic field. There is a decrease in S / N due to the extremely small amount of about -4 .
【０００４】Ｓ／Ｎを向上させる１つの手段として、従
来から受信用コイルに表面コイルを用いたイメージング
が行われている。受信用コイルは通常図６１（ａ）に示
すソレノイドコイル、同図（ｂ）に示すサドル型コイ
ル、そして同図（ｃ）に示す表面コイルがよく用いられ
る。表面コイルは被検体の関心部位に密着させて設置
し、密着部位周辺の信号を高Ｓ／Ｎで検出するものであ
る。しかし密着部位周辺の画像しか得られず、被検体の
所望領域全体にわたり高Ｓ／Ｎな画像を得ることができ
ないといった欠点を持つ。単一の表面コイルの配置を順
次変化させ、得られた各々の画像を合成することによ
り、被検体の所望領域全体の画像を得るといった方法も
あるが、表面コイルの配置換えのたびに装置の調整が必
要であり、作業が煩雑になると同時に時間もかかる。As one means for improving S / N, imaging using a surface coil as a receiving coil has been conventionally performed. As the receiving coil, the solenoid coil shown in FIG. 61 (a), the saddle type coil shown in FIG. 61 (b), and the surface coil shown in FIG. 61 (c) are often used. The surface coil is installed in close contact with the region of interest of the subject, and the signal around the region of close contact is detected with high S / N. However, it has a drawback that only an image around the contact region can be obtained, and an image with high S / N cannot be obtained over the entire desired region of the subject. There is also a method of sequentially changing the arrangement of a single surface coil and synthesizing the obtained images to obtain an image of the entire desired region of the subject. Adjustment is required, which makes the work complicated and time-consuming.
【０００５】このような問題を解決するために例えば米
国特許４，８２５，１６２号明細書には、被検体の画像
化すべき所望の領域に複数個の表面コイル（この公知例
では１ターンコイル）を配置し、これら複数個の表面コ
イルを介して被検体からの磁気共鳴信号をそれぞれ検出
し、検出された磁気共鳴信号について各々画像化処理を
行って複数系統の画像データを生成した後、同じ空間位
置に対応する画素データどうしを、各々の表面コイルが
発生する高周波磁場の分布に基づいてあらかじめ決定さ
れた重み関数を乗じて加算することにより各画素のデー
タを作成し、それらを合成することにより被検体の所望
領域全体の高Ｓ／Ｎな画像を得る技術が開示されてい
る。これをマルチ表面コイルと呼んでいる。In order to solve such a problem, for example, US Pat. No. 4,825,162 discloses a plurality of surface coils (in this known example, one turn coil) in a desired region of a subject to be imaged. The magnetic resonance signals from the subject are respectively detected through the plurality of surface coils, and the detected magnetic resonance signals are subjected to imaging processing to generate image data of a plurality of systems. Creating pixel data by combining pixel data corresponding to spatial positions with a weighting function determined in advance based on the distribution of the high-frequency magnetic field generated by each surface coil, and combining them. Discloses a technique for obtaining a high S / N image of the entire desired region of a subject. This is called a multi-surface coil.
【０００６】２つの受信用表面コイルの配置例を図１２
に示す。隣接する表面コイル３０ａ，３０ｂは、重ね合
わせて配置することにより、誘導的なカップリングを除
いている。コイル３０ａ，３０ｂとプリアンプ３１ａ，
３１ｂは同軸ケーブル３２ａ，３２ｂにより結ばれ、同
軸ケーブルのアース導体（外側導体）はコイルの中点に
接続されている。プリアンプの出力信号ケーブル３３
ａ，３３ｂや電源ケーブル３４ａ，３４ｂは後段のアン
プや電源に接続されるが、ケーブルのアースは少なくと
もシールドルームのアースに接続する。つまり、２つの
コイルのアースは導体は後段で接続している。一方コイ
ル端では隣接するコイルのアース導体同士は、コイルを
構成するインダクタンスやキャパシタンス、コイル間の
浮遊キャパシタンスＣ0 、アース導体間の浮遊キャパシ
タンスＣ0 ’または図１２には記載されていないがコイ
ル間のデカップリングのためにプリッジ回路を用いる場
合にはこれを介して、ほとんど接続された状態になる。
これは、磁気共鳴周波数に相当する高周波では上記のよ
うな電気的結合により、コイルのアース導体間のインピ
ーダンスが低くなるためである。以上により、各コイル
の受信系のアースはコイル端と後段で隣接するアースと
高周波的に接続されることになりアース導体のループ
（ｇｒｏｕｎｄループ）を形成してしまう。FIG. 12 shows an arrangement example of two receiving surface coils.
Shown in. Adjacent surface coils 30a, 30b are arranged in an overlapping manner to eliminate inductive coupling. Coils 30a, 30b and preamplifier 31a,
31b is connected by coaxial cables 32a and 32b, and the ground conductor (outer conductor) of the coaxial cable is connected to the midpoint of the coil. Preamplifier output signal cable 33
The cables a, 33b and the power cables 34a, 34b are connected to the amplifiers and power supplies in the subsequent stages, but the ground of the cables is at least connected to the ground of the shield room. That is, the conductors of the grounds of the two coils are connected in the latter stage. On the other hand, at the coil end, the ground conductors of the adjacent coils are connected to each other by the inductance and the capacitance forming the coil, the stray capacitance C 0 between the coils, the stray capacitance C 0 'between the ground conductors or between the coils, although not shown in FIG. When a bridge circuit is used for the decoupling, the connection is almost completed via this.
This is because at high frequencies corresponding to the magnetic resonance frequency, the impedance between the ground conductors of the coil becomes low due to the above electrical coupling. As described above, the ground of the receiving system of each coil is connected to the ground adjacent to the coil end at the subsequent stage in a high frequency manner, thus forming a loop (ground loop) of the ground conductor.
【０００７】この電気的等価回路を図１３に示す。Ｃ’
はＣ１を含むキャパシタンス、Ｌ’はコイルのインダク
トタンス、Ｌ１はコイルとプリアンプを結ぶ同軸ケーブ
ルのアース導体のインダクタンス、Ｌ２は電源ケーブル
のアース導体のインダクタンス、Ｌ３は出力信号ケーブ
ルのアース導体のインダクタンスを示す。Ｌ２、Ｌ３は
少なくとも後段でシールドルームのアースと接続してい
るため、高周波的電流ループを形成する。このｇｒｏｕ
ｎｄループは、被検体から磁気共鳴信号を得るため複数
の受信用コイルの外側に配置された送信用コイルと電気
的カップリングをするため、送信用コイルにより発生さ
れる高周波磁場を乱し、得られる画像の不均一性を生じ
るという欠点がある。FIG. 13 shows this electrically equivalent circuit. C '
Is capacitance including C1, L'is inductance of coil, L1 is inductance of ground conductor of coaxial cable connecting coil and preamplifier, L2 is inductance of ground conductor of power cable, L3 is inductance of ground conductor of output signal cable. Indicates. Since L2 and L3 are connected to the ground of the shield room at least in the latter stage, they form a high frequency current loop. This grou
Since the nd loop electrically couples with a transmitting coil arranged outside a plurality of receiving coils to obtain a magnetic resonance signal from the subject, the nd loop disturbs the high frequency magnetic field generated by the transmitting coil to obtain a magnetic resonance signal. The disadvantage is that it causes non-uniformity of the image taken.
【０００８】また、昨今では表面コイルを直腸などの体
腔に挿入し、体腔近傍を高Ｓ／Ｎで撮像したり（特開昭
６４−２０８３２号公報）、血管内にカテーテル状の微
小のプローブを挿入して欠陥壁の撮像を行うもの（Magn
etic Resonance in Medicine, 24, pp.343-357）が考え
られている。これらにより従来の表面コイルでは得られ
ない深部の部位について高Ｓ／Ｎに撮像が可能となる。
例えば直腸挿入型のプローブにより、泌尿器、及び生殖
器の診断能を大幅に向上させることができる。しかし、
ＭＲＩにおいて、高周波コイルの発生する高周波磁場方
向は静磁場の方向に対し垂直でないと高Ｓ／Ｎを期待で
きない。そのため被検体の向きを変えてプローブコイル
の高周波磁場と静磁場を直交させることになり、調整が
煩雑となる。また、体腔内でコイルの向きを変えられる
ものも考えられている（特開昭６４−４３２４３号公
報）が、体外から体腔内のコイルの方向を正確に調節す
るのも困難であるという欠点がある。In recent years, a surface coil has been inserted into a body cavity such as the rectum, and the vicinity of the body cavity can be imaged with a high S / N (Japanese Patent Laid-Open No. 64-20832), or a catheter-shaped minute probe can be placed inside the blood vessel. Insertion and imaging of defective wall (Magnes
etic Resonance in Medicine, 24, pp.343-357). As a result, it is possible to perform imaging with a high S / N on a deep portion that cannot be obtained by the conventional surface coil.
For example, a rectal insertion type probe can significantly improve the diagnostic ability of the urinary and genital organs. But,
In MRI, high S / N cannot be expected unless the direction of the high frequency magnetic field generated by the high frequency coil is perpendicular to the direction of the static magnetic field. Therefore, the high-frequency magnetic field of the probe coil and the static magnetic field are made orthogonal to each other by changing the direction of the subject, and the adjustment becomes complicated. In addition, there is a possibility that the direction of the coil can be changed within the body cavity (Japanese Patent Laid-Open No. 64-43243), but it is difficult to accurately adjust the direction of the coil inside the body cavity from outside the body. is there.
【０００９】また、多数の核種の信号を収集するため
に、各核種の信号を同時、または交互に得ることが重要
になってきている。つまり、１Ｈ画像により磁場分布の
不均一性を計測し補正をしてから、３１Ｐ，１３Ｃ，１
９Ｆなどのイメージングをしたり、１Ｈ，３１Ｐ，１３
Ｃ，１９Ｆなどのイメージングのうち２つを交互におこ
なったりする場合がある。この場合には２以上の周波数
で受信可能なコイルを使用する必要がある。Further, in order to collect signals of a large number of nuclides, it has become important to obtain signals of each nuclide simultaneously or alternately. That is, after the non-uniformity of the magnetic field distribution is measured and corrected by the 1H image, 31P, 13C, 1
Imaging 9F, 1H, 31P, 13
In some cases, two of the images of C, 19F, etc. are alternately performed. In this case, it is necessary to use a coil that can receive at two or more frequencies.
【００１０】２つ以上の周波数で用いる方法に付いては
種々の方法が提案されている。例えば米国特許４７４２
３０４号明細書には、付加的に共振回路を設けることに
よって２周波数で用いられるようにする方法が提案され
ている。しかし、これを複数の表面コイルによる高Ｓ／
Ｎ画像化法に適用しようとすると、送信時２周波数に対
するデカップリング、２周波数に対するＱダンピングプ
リアンプなどが必要で、特に後者のプリアンプを実現す
るのは困難である。Various methods have been proposed for the method of using two or more frequencies. For example, US Pat.
No. 304 proposes a method in which a resonance circuit is additionally provided so that the resonance circuit is used at two frequencies. However, this is a high S /
When applied to the N imaging method, decoupling for two frequencies at the time of transmission, Q damping preamplifier for two frequencies, etc. are required, and it is particularly difficult to realize the latter preamplifier.
【００１１】一方、磁気共鳴映像装置では、高周波磁場
を送信したり受信したするプローブがＳ／Ｎを決める重
要な要素となっている。プローブは、磁化を励起する高
周波磁場を印加したり磁気共鳴信号を誘導起電力として
直接検出する銅などの良導体コイルからなるインダクタ
ンスと、低損失のコンデンサからなる並列共振回路と、
さらにコンデンサを付加したインピーダンス整合（通常
５０Ω）回路からなり、信号を後段のアンプに伝える。
被検体由来のノイズ以外、例えば導体コイルの高周波抵
抗などをできるだけ少なくするため共振回路を形成する
コンデンサ、整合回路のコンデンサ等を接続する導体
は、できるだけ短く表面積の広い導体が用いられる。種
々の被検体に対して整合を取るため、共振回路を形成す
るコンデンサ、整合のために用いられるコンデンサに
は、高周波で損失の少ない真空コンデンサや石英・テト
ラフルオロエチレンを誘導体として用いた可変コンデン
サが用いられる。On the other hand, in the magnetic resonance imaging apparatus, the probe that transmits and receives the high frequency magnetic field is an important factor for determining the S / N. The probe is an inductor made of a good conductor coil such as copper that applies a high-frequency magnetic field that excites magnetization or directly detects a magnetic resonance signal as an induced electromotive force, and a parallel resonance circuit that is made up of a low-loss capacitor.
It consists of an impedance matching (usually 50Ω) circuit with a capacitor added, and transmits the signal to the subsequent amplifier.
In addition to the noise derived from the subject, for example, a conductor for connecting a capacitor forming a resonance circuit, a capacitor for a matching circuit, and the like in order to reduce high-frequency resistance of the conductor coil as much as possible, a conductor having a shortest possible surface area is used. In order to match various test objects, the capacitors that form the resonance circuit and the capacitors used for matching are vacuum capacitors with low loss at high frequencies and variable capacitors that use quartz / tetrafluoroethylene as a derivative. Used.
【００１２】しかし、実装時においてコイル近傍に可変
コンデンサを複数配置できない場合があり（体腔内プロ
ーブなど）、離れた位置から整合を取る必要が生じる。
そのような場合でもなるべく損失を押えるため、従来、
図６０の様な回路構成のプローブが用いられていた。共
振用のコンデンサＣ１と整合用のコンデンサＣ２を固定
コンデンサとし、被検体挿入時のインピーダンスＺをほ
ぼ５０Ωにあらかじめ設定した後、長さ１の同軸線路を
接続してインピーダンスをＬ性にし、さらに可変コンデ
ンサＣ１’，Ｃ２’を用いて同調・整合を取る方法であ
る。Ｃ１，Ｃ２は当然低損失のものが必要なためセラミ
ックコンデンサなどが用いられるが、その分部品数が増
える。体腔内プローブに用いる場合は、体腔内に挿入す
る同軸線路を含むプローブ先端部は“使い捨て”にする
関係上なるべく安価にする必要があり部品数をできるだ
け抑える必要がある。However, there are cases where a plurality of variable capacitors cannot be arranged near the coil during mounting (probe in body cavity, etc.), and it is necessary to perform matching from a distant position.
Even in such a case, in order to suppress the loss as much as possible,
A probe having a circuit configuration as shown in FIG. 60 has been used. The resonance capacitor C1 and the matching capacitor C2 are fixed capacitors, and the impedance Z when the subject is inserted is set to about 50Ω in advance, and then a coaxial line of length 1 is connected to make the impedance L-shaped and further variable. This is a method of tuning and matching by using capacitors C1 'and C2'. Since C1 and C2 need to have low loss, ceramic capacitors and the like are used, but the number of parts increases accordingly. When used in a body cavity probe, the tip of the probe including the coaxial line to be inserted into the body cavity must be made as inexpensive as possible in order to be "disposable", and the number of parts must be suppressed as much as possible.
【００１３】また、構成上多くのコンデンサでコイルを
分割する必要がある分布定数型コイルのように、一つの
コンデンサの両端では受信系の特性インピーダンス５０
Ωを超えるインピーダンスを得られない場合には図６０
の回路構成ではインピーダンス整合が取れない。Further, like a distributed constant type coil in which it is necessary to divide the coil by many capacitors due to the structure, the characteristic impedance 50 of the receiving system is present at both ends of one capacitor.
Fig. 60 when impedance exceeding Ω cannot be obtained
Impedance matching cannot be obtained with the circuit configuration of.
【００１４】[0014]
【発明が解決しようとする課題】このように従来におけ
るマルチ表面コイルでは、構成上避けられないｇｒｏｕ
ｎｄループが生じ、送信コイルにより発生される高周波
磁場を乱し、画像の不均一性を生じるという問題があっ
た。As described above, in the conventional multi-surface coil, the grou structure is inevitable.
There is a problem that an nd loop is generated, disturbs the high frequency magnetic field generated by the transmission coil, and causes image nonuniformity.
【００１５】また、従来の高周波受信用プローブコイル
は、その方向を常に静磁場に対し垂直にしなければなら
ないので、体腔内コイルにおいてその方向を調節するの
が困難であるという問題があった。Further, the conventional high-frequency receiving probe coil has a problem that it is difficult to adjust the direction of the coil in the body cavity because its direction must be always perpendicular to the static magnetic field.
【００１６】更に、従来のマルチ表面コイルでは、１つ
の周波数に対してしか使用できないという問題があっ
た。Further, the conventional multi-surface coil has a problem that it can be used only for one frequency.
【００１７】また、従来の磁気共鳴映像装置用プローブ
では、構成上同調・整合をコイルから離れた位置から行
う必要がある場合、部品点数が増えたり、コイル近傍で
５０Ω程度のインピーダンスが得られない場合があると
いう問題があった。Further, in the conventional magnetic resonance imaging apparatus probe, when it is necessary to perform tuning / matching from a position away from the coil due to the configuration, the number of parts increases and an impedance of about 50Ω cannot be obtained near the coil. There was a problem that sometimes.
【００１８】この発明はこのような従来の課題を解決す
るためになされたもので、その第１の目的は、複数の表
面コイルを各々と接続される受信系（プリアンプ、ケー
ブルなど）とともに配してもｇｒｏｕｎｄループを生じ
ない磁気共鳴映像装置用プローブを提供することであ
る。The present invention has been made to solve such conventional problems, and a first object thereof is to arrange a plurality of surface coils together with a receiving system (preamplifier, cable, etc.) connected to each of them. Even if it provides the probe for magnetic resonance imaging devices which does not generate a ground loop.
【００１９】また、第２の目的は、静磁場の方向に対し
プローブの方向を調整しなくても常に高いＳ／Ｎ比で高
周波信号を受信でき、高い画像のＳ／Ｎを得ることので
きる磁気共鳴映像装置用プローブを提供することであ
る。A second object is that a high frequency signal can always be received with a high S / N ratio without adjusting the direction of the probe with respect to the direction of the static magnetic field, and a high image S / N can be obtained. A probe for a magnetic resonance imaging apparatus.
【００２０】また、第３の目的は、複数の表面コイルを
用いた高Ｓ／Ｎ画像化法を２つ以上の周波数で可能とす
る磁気共鳴映像装置を提供することである。A third object is to provide a magnetic resonance imaging apparatus which enables a high S / N imaging method using a plurality of surface coils at two or more frequencies.
【００２１】更に、第４の目的は、構成上同調・整合を
コイルから離れた位置から行う必要がある場合において
部品点数を最小限にすることのでき、または低インピー
ダンスでも整合をとることのできる磁気共鳴装置用プロ
ーブを提供することである。Further, the fourth object is that the number of parts can be minimized when the tuning / matching needs to be performed from a position distant from the coil due to the configuration, or the matching can be achieved even with a low impedance. A probe for a magnetic resonance apparatus is provided.
【００２２】[0022]
【課題を解決するための手段】上記第１の目的を達成す
るため、本願第１の発明は、静磁場が印加された被検体
に所定のタイミングで高周波磁場及び勾配磁場を印加
し、これによって発生した磁気共鳴信号を受信する磁気
共鳴映像装置用プローブにおいて、前記信号検出手段は
少なくとも受信用コイルと、受信信号を増幅するプリア
ンプへの持続手段からなり、前記接続手段のアース導体
の少なくとも一部に、観測する磁気共鳴信号の周波数に
おいて高インピーダンスとなる高インピーダンス部を設
けることが特徴である。In order to achieve the first object, the first invention of the present application is to apply a high frequency magnetic field and a gradient magnetic field to a subject to which a static magnetic field is applied at a predetermined timing. In a probe for a magnetic resonance imaging apparatus for receiving a generated magnetic resonance signal, the signal detecting means comprises at least a receiving coil and a preamplifier sustaining means for amplifying the received signal, and at least a part of a ground conductor of the connecting means. In addition, a high impedance portion that has a high impedance at the frequency of the observed magnetic resonance signal is provided.
【００２３】また、第２の目的を達成するため、本願第
２の発明は、静磁場が印加された被検体に所定のタイミ
ングで高周波磁場及び勾配磁場を印加し、これによって
発生した磁気共鳴信号を受信する磁気共鳴映像装置用プ
ローブにおいて、互いに直交する３方向への送信及び３
方向からの受信を行う送受信コイルと、前記各方向の送
受信コイルから得られた磁気共鳴信号に対し、当該プロ
ーブの置かれた方向に基づいて重み付け処理を行ない、
処理されたデータを基に磁気共鳴画像を生成する手段
と、を有することを特徴とする。In order to achieve the second object, according to the second invention of the present application, a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field are applied at a predetermined timing to a subject to which a static magnetic field is applied, and a magnetic resonance signal generated by this is applied. In a probe for a magnetic resonance imaging apparatus for receiving a signal, a signal is transmitted in three directions orthogonal to each other and
A transmission / reception coil for receiving from a direction, and a magnetic resonance signal obtained from the transmission / reception coil in each direction is subjected to weighting processing based on the direction in which the probe is placed,
Means for generating a magnetic resonance image based on the processed data.
【００２４】更に、第３の目的を達成するため、本願第
３の発明は、静磁場が印加された被検体に所定のタイミ
ングで高周波磁場及び勾配磁場を印加し、これによって
発生した磁気共鳴信号を表面コイルを用いて受信し磁気
共鳴画像を生成する磁気共鳴映像装置において、前記表
面コイルは複数の周波数の磁気共鳴信号を検出する多重
同調コイルであり、当該多重同調コイル内での各コイル
どおしの相互結合、及び隣接するコイルどおしの相互結
合を防止する手段を具備したことを特徴とする。Further, in order to achieve the third object, the third invention of the present application is to apply a high frequency magnetic field and a gradient magnetic field to a subject to which a static magnetic field is applied at a predetermined timing, and generate a magnetic resonance signal. In the magnetic resonance imaging apparatus for receiving a magnetic resonance image by using a surface coil and generating a magnetic resonance image, the surface coil is a multiple tuning coil for detecting magnetic resonance signals of a plurality of frequencies, and each coil in the multiple tuning coil is It is characterized in that it is provided with means for preventing mutual coupling between the male and female and adjacent coils.
【００２５】また、第４の目的を達成するため、本願第
４の発明は、静磁場中におかれた被検体に高周波磁場を
印加または被検体からの磁気共鳴信号を検出するコイル
とコンデンサ素子とで直列または並列共振回路を形成す
るコイル部と、該コイル部に接続する同軸線路部と、前
記同軸線路に接続するインピーダンス整合部からなる磁
気共鳴映像装置用プローブにおいて、前記コイル部と同
軸線路部間、及び同軸線路部、及び同軸線路とインピー
ダンス整合部間は平衡不平衡変換手段を具備し、前記コ
イル部と同軸線路部の接続からコイル部を見たインピー
ダンスが、同軸線路の特性インピーダンスより低いこと
を特徴とする。In order to achieve the fourth object, a fourth invention of the present application is a coil and a capacitor element for applying a high frequency magnetic field to a subject placed in a static magnetic field or for detecting a magnetic resonance signal from the subject. In a probe for a magnetic resonance imaging apparatus, which comprises a coil section that forms a series or parallel resonance circuit with, a coaxial line section that is connected to the coil section, and an impedance matching section that is connected to the coaxial line, the coil section and the coaxial line Between the parts, the coaxial line part, and between the coaxial line and the impedance matching part, a balance-unbalance conversion means is provided, and the impedance of the coil part seen from the connection of the coil part and the coaxial line part is more than the characteristic impedance of the coaxial line. Characterized by low.
【００２６】[0026]
【作用】上記の如く構成された本願第１の発明では、表
面コイル等の受信用コイルのアース導体及びプリアンプ
のアース導体、あるいはさらに信号ケーブル、プリアン
プへの電源ケーブルを含めた１つの信号検出系における
アース導体と、同時に配置された他の受信用コイルを用
いた同様のアース導体３とが続することにより構成され
るｇｒｏｕｎｄループは、少なくとも一部に高周波的な
高インピーダンス部を設けることによりｇｒｏｕｎｄル
ープはその周波数において切断されることにより、送信
コイルとの電気的カップリングを避けることができる。According to the first invention of the present application configured as described above, one signal detection system including the ground conductor of the receiving coil such as the surface coil and the ground conductor of the preamplifier, or further the signal cable and the power cable to the preamplifier. The ground loop formed by connecting the ground conductor in 1 and the similar ground conductor 3 using another receiving coil arranged at the same time is a ground loop by providing a high-frequency high-impedance portion at least in part. The loop is cut at that frequency to avoid electrical coupling with the transmitter coil.
【００２７】また、本願第２の発明では、体腔内プロー
ブ内に直交する複数個のコイルを具備し、それぞれから
得られた信号を、位相と振幅重み等をかけた後に足し合
わせることで、疑似的に静磁場に対して直交するような
高周波磁場を持つコイルで受信したようにし、プローブ
の角度調節を行わずに常に高Ｓ／Ｎ比の画像を得ること
ができるようにしている。これにより、プローブコイル
方向を調節する煩雑さから開放され、さらに体腔内プロ
ーブの方向を静磁場に対して垂直方向にしか向けること
のできない部位についても高Ｓ／Ｎの撮像が可能とな
る。In the second invention of the present application, a plurality of orthogonal coils are provided in the probe in the body cavity, and signals obtained from the coils are summed after being subjected to phase and amplitude weighting. The coil having a high-frequency magnetic field that is orthogonal to the static magnetic field is received so that an image with a high S / N ratio can always be obtained without adjusting the angle of the probe. As a result, the complexity of adjusting the probe coil direction is released, and high S / N imaging can be performed even for a portion where the direction of the probe in the body cavity can only be oriented in the direction perpendicular to the static magnetic field.
【００２８】更に、本願第３の発明では、互いにデカッ
プリングされた構造を持つ２種類以上のコイルを用いて
多重同調コイルを構成し、各々別の周波数でデータを検
出する。例えば１ターンコイルと微分型コイル、１ター
ンコイルと８字型コイル、微分型コイルと８字型コイル
は、互いにデカップリングされた状態で重ねて配置する
事ができ、これを被検体を取り囲むように置く事によ
り、２周波数以上でマルチ表面コイル画像化が可能とな
る。Further, in the third invention of the present application, a multiple tuning coil is constructed by using two or more types of coils having a structure decoupled from each other, and data is detected at different frequencies. For example, the one-turn coil and the differential coil, the one-turn coil and the eight-shaped coil, and the differential coil and the eight-shaped coil can be arranged in a decoupled state so as to overlap with each other and surround the subject. By placing it on the surface, multi-surface coil imaging can be performed at two or more frequencies.
【００２９】また、本願第４の発明では、コイルとコン
デンサ要素から直列または並列共振回路を形成するコイ
ル部において、コイル部と同軸線路部の接続部からコイ
ル部を見たインピーダンスが、同軸線路の特性インピー
ダンスより低くても、前記コイル部に接続する同軸線路
部と、前記同軸線路に接続するインピーダンス整合部か
らプローブを構成することにより、Ｓ／Ｎの劣化なくイ
ンピーダンス整合をとることを可能にしたものである。
そして、コイルとコンデンサが直列共振回路をなす場合
は、プローブ先端で整合を取らないため、整合用コンデ
ンサは不要となる。これによりＳ／Ｎを落とさずに部品
点数を減らすことができる。また、並列共振回路をなす
場合にも適用できる。Further, in the fourth invention of the present application, in the coil portion forming the series or parallel resonance circuit from the coil and the capacitor element, the impedance seen from the connecting portion of the coil portion and the coaxial line portion is the coaxial line. Even if the probe impedance is lower than the characteristic impedance, by configuring the probe from the coaxial line portion connected to the coil portion and the impedance matching portion connected to the coaxial line, it is possible to achieve impedance matching without deterioration of S / N. It is a thing.
When the coil and the capacitor form a series resonance circuit, the matching is not necessary because the probe tip is not matched. This makes it possible to reduce the number of parts without reducing the S / N. It can also be applied to the case of forming a parallel resonant circuit.
【００３０】[0030]
【実施例】以下に本発明の実施例を説明する。EXAMPLES Examples of the present invention will be described below.
【００３１】図１は、本発明の第１実施例に係る磁気共
鳴映像装置の構成を示すブロック図である。同図におい
て、静磁場磁石１は励磁用電源２により励磁され、被検
体９に一様な静磁場を印加する。勾配磁場生成コイル３
はシーケンスコントローラ１１により制御される駆動回
路４によって駆動され、寝台１０上の被検体９に対し
て、その磁場強度が、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚ方向に
直線的に変化する磁場勾配Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを印加す
る。被検体９にはさらにシーケンスコントローラ１１に
よる制御下で、送信部５からの高周波信号が送信用コイ
ル６に印加されることによって発生される高周波磁場が
印加される。送信用コイル６の内側に被検体９に近接し
て表面コイルを含む受信用コイル８が配置されている。
受信用コイル８によって被検体９から受信された磁気共
鳴信号は直接受信部７へと導かれる。受信部７に導かれ
た磁気共鳴信号は、増幅及び検波された後シーケンスコ
ントローラ１１の制御の下、データ収集部１５へと送ら
れる。データ収集部１５ではシーケンスコントローラ１
の制御下で入力された磁気共鳴信号を収集し、Ａ／Ｄ変
換した後、電子計算機１２に送る。電子計算機１２はコ
ンソール１３により制御され、データ収集部１５から入
力された磁気共鳴信号の画像再構成処理を行い、受信用
コイル８それぞれから得られた画像データを各画素にお
いてＳ／Ｎが最適になるように重みづけ加算し、一枚の
画像データを合成する。また、シーケンスコントローラ
１１の制御も行う。電子計算機１２により得られた画像
データは画像ディスプレイ１４に伝達され画像が表示さ
れる。静磁場磁石１１、勾配磁場コイル３、被検体９、
寝台１０、送信用コイル６、受信用コイル８は、高周波
のシールドルーム内に配置されている。FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention. In the figure, the static magnetic field magnet 1 is excited by the excitation power source 2 and applies a uniform static magnetic field to the subject 9. Gradient magnetic field generation coil 3
Is driven by the drive circuit 4 controlled by the sequence controller 11, and the magnetic field strength Gx of the subject 9 on the bed 10 is linearly changed in the X, Y, and Z directions orthogonal to each other. Gy and Gz are applied. Under the control of the sequence controller 11, a high-frequency magnetic field generated by applying a high-frequency signal from the transmitter 5 to the transmitter coil 6 is applied to the subject 9. Inside the transmitting coil 6, a receiving coil 8 including a surface coil is arranged close to the subject 9.
The magnetic resonance signal received from the subject 9 by the receiving coil 8 is directly guided to the receiving unit 7. The magnetic resonance signal guided to the receiver 7 is amplified and detected, and then sent to the data collector 15 under the control of the sequence controller 11. In the data collection unit 15, the sequence controller 1
The magnetic resonance signals input under the control of 1 are collected, A / D converted, and then sent to the electronic computer 12. The electronic computer 12 is controlled by the console 13 to perform image reconstruction processing of the magnetic resonance signal input from the data acquisition unit 15, and to optimize the S / N ratio of the image data obtained from each of the receiving coils 8 in each pixel. The weighted addition is performed so that one image data is combined. It also controls the sequence controller 11. The image data obtained by the electronic computer 12 is transmitted to the image display 14 and the image is displayed. Static magnetic field magnet 11, gradient magnetic field coil 3, subject 9,
The bed 10, the transmitting coil 6, and the receiving coil 8 are arranged in a high-frequency shielded room.
【００３２】図２は本発明の第１実施例に係り、図１に
おける受信用コイル８のうちの２つの表面コイルの配置
例を示す概略図である。受信用コイルである表面コイル
１７ａ，１７ｂとこれに接続するプリアンプ１８ａ，１
８ｂ，プリアンプの出力信号ケーブル１９ａ，１９ｂ、
プリアンプに電源を供給する電源ケーブル２０ａ，２０
ｂが示されている。信号ケーブル１９ａ，１９ｂと電源
ケーブル２０ａ，２０ｂのアースは、後段で少なくとも
シールドルームのアースに接続されている。FIG. 2 is a schematic view showing an arrangement example of two surface coils of the receiving coil 8 in FIG. 1 according to the first embodiment of the present invention. Surface coils 17a and 17b as receiving coils and preamplifiers 18a and 1 connected to them
8b, output signal cables 19a and 19b of the preamplifier,
Power cables 20a, 20 for supplying power to the preamplifier
b is shown. The grounds of the signal cables 19a and 19b and the power cables 20a and 20b are connected to at least the ground of the shield room in the latter stage.
【００３３】そして、コイル１７ａ，１７ｂ間の浮遊キ
ャパシタやアース導体間の浮遊キャパシタンス等によっ
てｇｒｏｕｎｄループが発生し、このｇｒｏｕｎｄルー
プに高インピーダンス部を設けるため、コイル１７ａ，
１７ｂとプリアンプ１８ａ，１８ｂとを接続する同軸ケ
ーブル上にバズーカ型のバラン２１ａ，２１ｂを形成し
ている。電気的等価回路を図３に示す。バランにより形
成された高インピーダンスＺが示されている。バズーカ
型バランの例を図４に示す。これは同軸ケーブルに対し
て用いるもので、同軸ケーブルの外側に、同軸に導体円
筒２２を配置し、片側を同軸ケーブルの外側導体２３に
接続する。A ground loop is generated by a stray capacitor between the coils 17a and 17b, a stray capacitance between the ground conductors, and the like, and a high impedance portion is provided in the ground loop.
Bazooka type baluns 21a and 21b are formed on the coaxial cable connecting 17b and the preamplifiers 18a and 18b. The electrical equivalent circuit is shown in FIG. The high impedance Z formed by the balun is shown. An example of a bazooka type balun is shown in FIG. This is used for a coaxial cable. A conductor cylinder 22 is coaxially arranged on the outer side of the coaxial cable and one side is connected to an outer conductor 23 of the coaxial cable.
【００３４】バズーカ型バランを接続した部分の断面を
図５に示す。同軸ケーブルの外側の導体円筒２２の長さ
は所望の周波数においてλ／４あるいはλ（１／４＋
（ｎ−１）／２）の長さにする。導体円筒２２の開放端
から見たときのインピーダンスが、この長さの時非常に
大きくなる事を利用している。同軸ケーブルの外側導体
２３と外側の導体円筒２２の間の充填物質２４の比誘電
率εによって所望の周波数ｆ0 における波長λは次のよ
うに表される。FIG. 5 shows a cross section of a portion to which a bazooka type balun is connected. The length of the conductor cylinder 22 outside the coaxial cable is λ / 4 or λ (1/4 +) at the desired frequency.
The length is (n-1) / 2). The fact that the impedance when viewed from the open end of the conductor cylinder 22 becomes very large at this length is used. The wavelength λ at the desired frequency f 0 is represented by the relative permittivity ε of the filling material 24 between the outer conductor 23 and the outer conductor cylinder 22 of the coaxial cable as follows.
【００３５】λ＝ｃ／ｆ0 ／ε ｃは光速（３×１０8 ｋｍ／ｓ）を示す。これより、実
際の導体長１を決定できる。Λ = c / f 0 / ε c represents the speed of light (3 × 10 8 km / s). From this, the actual conductor length 1 can be determined.
【００３６】図６は、図２と異なる場所にバズーカ型バ
ランによる高インピーダンス部を設けた例である。プリ
アンプからの出力信号ケーブル１９及び電源ケーブル２
０に対してバスーカ型バラン２５、２６が取り付けられ
ている。この場合両ケーブルにおいて、芯線を覆うよう
に構成されたシールド線がアース導体として用いられて
いる必要がある。この場合のｇｒｏｕｎｄループの電気
的等価回路を図７に示す。Ｌ２，Ｌ３の部分に高インピ
ーダンス部Ｚが形成される。FIG. 6 shows an example in which a high-impedance portion of a bazooka type balun is provided at a place different from that of FIG. Output signal cable 19 and power cable 2 from the preamplifier
Basuka type baluns 25 and 26 are attached to the No. 0. In this case, in both cables, a shield wire configured to cover the core wire needs to be used as a ground conductor. FIG. 7 shows an electrical equivalent circuit of the ground loop in this case. The high impedance portion Z is formed at the portions L2 and L3.
【００３７】図８は、高インピーダンス部を形成する他
の方法を示す。バズーカ型バランを用いる代わりに、信
号ケーブル１９あるいは電源ケーブル２０を巻き、各々
のアース導体のインダクタンスを増加させている。FIG. 8 shows another method of forming the high impedance portion. Instead of using the bazooka type balun, the signal cable 19 or the power cable 20 is wound to increase the inductance of each ground conductor.
【００３８】図９は、電源ケーブルにフラットケーブル
２１が用いられている場合における例を示す。この場合
フラットケーブル２１に含まれるアース線、±の電位線
等、各々に対して高インピーダンス部を設ける必要があ
り、図９ではインダクタンスＬ’２７が直列に接続され
ている。インダクタンスの変わりに図１０のように所望
の磁気共鳴周波数で共振するＬ，Ｃの並列共振回路が接
続されていても良い。FIG. 9 shows an example in which the flat cable 21 is used as the power cable. In this case, it is necessary to provide a high impedance portion for each of the ground wire, the ± potential wires, etc. included in the flat cable 21, and in FIG. 9, the inductance L'27 is connected in series. Instead of the inductance, a parallel resonant circuit of L and C that resonates at a desired magnetic resonance frequency may be connected as shown in FIG.
【００３９】図１１は本発明の実施例で用いたバランの
別の構成例を示す。現在製品として主に使用されている
磁場強度は１．５Ｔ以下なので、λ／４の長さは１ｍ弱
からそれ以上となり、実際に取り付けるには不便が生じ
る。そこで、バズーカ型バランを折り畳み式として、全
体の長さを短くする事ができる。図では５層構造にする
事で全体の長さを単層の長さ１に比べ、約１／５に短く
している。FIG. 11 shows another configuration example of the balun used in the embodiment of the present invention. Since the magnetic field strength that is mainly used as a product at present is 1.5 T or less, the length of λ / 4 becomes from less than 1 m to more than that, which is inconvenient for actual mounting. Therefore, the bazooka type balun can be made into a foldable type to shorten the entire length. In the figure, the total length is shortened to about 1/5 compared to the length 1 of the single layer by adopting the five-layer structure.
【００４０】プリアンプ間が直接導体で接続される場合
は、コイル側と出力ケーブル側に各々ｇｒｏｕｎｄルー
プができる。この場合、各々のループ内に高インピーダ
ンス部を設ける必要がある。例えば、図２や図６のよう
にバズーカ型バランを設ければ良い。When the preamplifiers are directly connected by conductors, ground loops are formed on the coil side and the output cable side, respectively. In this case, it is necessary to provide a high impedance part in each loop. For example, a bazooka type balun may be provided as shown in FIGS.
【００４１】本実施例では、マルチ表面コイル画像化法
を例に挙げて説明してきたが、問題なのは同時に複数個
の受信用コイルが配置される構成をとることであり、そ
のような配置をとる全ての場合において本発明は有効で
ある。In this embodiment, the multi-surface coil imaging method has been described as an example, but the problem is that a plurality of receiving coils are arranged at the same time, and such an arrangement is adopted. The present invention is effective in all cases.
【００４２】次に、本発明の第２実施例について説明す
る。この例では、図１に示した受信用コイルを体腔内マ
ルチコイルとしている。Next, a second embodiment of the present invention will be described. In this example, the receiving coil shown in FIG. 1 is a multi-coil in a body cavity.
【００４３】信号受信用コイル８である体腔内マルチコ
イルは、被検体９の体腔に挿入され、被検体９からの磁
気共鳴信号をシーケンスコントローラ１１の制御下で受
信する。受信信号は受信部７へ送られ、ここで振幅、位
相調節されて重み付け加算される。加算波形は検波と、
ローパスフイルタによる帯域制限を受けたあとＡ／Ｄ変
換され、さらに画像再構成用データとして電子計算機１
２へ送られる。The multi-coil in the body cavity which is the signal receiving coil 8 is inserted into the body cavity of the subject 9 and receives the magnetic resonance signal from the subject 9 under the control of the sequence controller 11. The received signal is sent to the receiving unit 7, where the amplitude and phase are adjusted and weighted and added. The added waveform is detection
After being band-limited by the low-pass filter, A / D conversion is performed, and the computer 1 is used as image reconstruction data.
Sent to 2.
【００４４】図１４は、体腔内マルチイル８の内部構成
を示す概略図である。円筒系のプローブ内に３つの直交
するコイル８ｘ，８ｙ，８ｚが配置されている。それぞ
れのコイルは独立に対応する方向の磁場を検出し、それ
ぞれの信号を受信部７へ送る。 図１５に図１、図１４
における受信部７の詳細を示す。コイル８ｘ，８ｙ，８
ｚからの信号はプリアンプ４１ｘ，４１ｙ，４１ｚでそ
れぞれ増幅され、位相可変部４２ｘ，４２ｙ，４２ｚ、
およびゲイン調整部４３ｘ，４３ｙ，４３ｚでそれぞれ
のコイルの方向に応じて位相とゲインを調整される。調
整後の信号は加算され、検波器４４で検波され、フイル
タ４５で不要な信号を除去され、データ収集部１５へ送
られる。FIG. 14 is a schematic view showing the internal structure of the multi-well 8 in the body cavity. Three orthogonal coils 8x, 8y, 8z are arranged in a cylindrical probe. Each coil independently detects the magnetic field in the corresponding direction and sends each signal to the receiving unit 7. 15 and FIG.
Details of the receiving unit 7 in FIG. Coils 8x, 8y, 8
The signals from z are respectively amplified by the preamplifiers 41x, 41y, 41z, and the phase changing units 42x, 42y, 42z,
The gain and the gain adjusters 43x, 43y, 43z adjust the phase and the gain according to the direction of each coil. The adjusted signals are added, detected by the wave detector 44, an unnecessary signal is removed by the filter 45, and sent to the data collection unit 15.
【００４５】それぞれのコイルの方向に応じた振幅、位
相を検出する手段としては、図１６のようにプローブ内
の２点にマーカとしてファントム４６ａ，４６ｂを置
き、適当な位相と振幅で３つのコイルで受信し３次元の
画像化を行い、ファントム４６の３次元画像よりプロー
ブの位置、及び方向を算出するか、もしくは図１７のよ
うに信号の加算の前にスイッチをそれぞれ取付け、単独
のコイルから信号を受信し、それぞれの信号と振幅と位
相を調べれば良い。前者の場合、画像化は送信用の一様
コイル６を送受信に用いて行ってもよい。しかしその場
合図１８のように送受信系を変更し、デュプレクサ４７
で送受信信号を分離する必要がある。また受信時には体
腔内マルチコイル８と一様コイルとのピンダイオード等
を用いた能動的なデカップリングを行うべきである。な
お、はじめの信号検出時には位相可変部、ゲイン調整部
のパラメータは全て同一にしておく必要がある。As means for detecting the amplitude and phase according to the direction of each coil, phantoms 46a and 46b are placed as markers at two points in the probe as shown in FIG. 16, and three coils with appropriate phases and amplitudes are used. It is received by the 3D imager, and the position and direction of the probe are calculated from the 3D image of the phantom 46, or as shown in FIG. It suffices to receive the signals and check the respective signals, amplitudes and phases. In the former case, imaging may be performed using the uniform coil 6 for transmission and reception. However, in that case, the transmission / reception system is changed as shown in FIG.
It is necessary to separate the transmitted and received signals in. Further, at the time of reception, active decoupling between the multicoil 8 in the body cavity and the uniform coil using a pin diode or the like should be performed. It should be noted that all the parameters of the phase varying unit and the gain adjusting unit must be the same at the time of the first signal detection.
【００４６】角度から振幅、位相を算出する手段は、静
磁場ベクトルＢ０と各コイルの方向の関係が図１９のよ
うになったとき、それぞれの軸への射影角θｘ，θｙ，
θｚの正弦が振幅となり、各軸からの角度のずれが位相
のずれとなる。When the relationship between the static magnetic field vector B 0 and the direction of each coil is as shown in FIG. 19, the means for calculating the amplitude and the phase from the angle are the projection angles θx, θy, and
The sine of θz is the amplitude, and the angular deviation from each axis is the phase deviation.
【００４７】データ収集部１５では、入力された磁気共
鳴信号の検波出力をサンプルホールドとしてＡ／Ｄ変換
器でディジタル化することで、画像再構成用データの収
集を行う。The data collecting section 15 collects the image reconstruction data by digitizing the detected output of the input magnetic resonance signal as a sample hold by the A / D converter.
【００４８】ここでは受信したアナログ信号のまま重み
付け加算を行い、各コイルからの信号を処理したが、図
２０のようにそれぞれコイルからの信号を増幅、検波、
フイルタ処理し、データ収集部１５でＡ／Ｄ変換し、米
国特許４，８２５，１６２号、特願平２−０４７８１４
号のように、電子計算機１２でそれぞれの画像について
画像再構成を行って、各画素毎に重み付け加算か、もし
くは予め重み関数を求めておいて畳み込み積分してから
画像再構成したほうがより高Ｓ／Ｎな画像が得られる。
画素ごとの重み付け加算をする場合、米国特許４，８２
５，１６２号で述べられているように様々な加算方法が
考えられる。加算の最も単純な例として、各画像データ
の同一位置に対応した各画素の絶対値の二乗（パワー）
の和の平方根をとる方法もある。Although the received analog signals are weighted and added and the signals from the respective coils are processed here, the signals from the respective coils are amplified, detected, and detected as shown in FIG.
Filter processing, A / D conversion in the data collection unit 15, US Pat. No. 4,825,162, Japanese Patent Application No. 2-047814.
As described in No. 1, it is better to perform image reconstruction for each image by the electronic computer 12 and perform weighted addition for each pixel, or obtain a weighting function in advance and perform convolution integration before performing image reconstruction. / N image is obtained.
When performing weighted addition for each pixel, US Pat.
Various addition methods are conceivable as described in No. 5,162. As the simplest example of addition, the square of the absolute value (power) of each pixel corresponding to the same position in each image data
There is also a method of taking the square root of the sum of.
【００４９】このような場合、データ収集部１５では、
それぞれのコイルから入力された磁気共鳴信号の検波出
力をサンプルホールドしてＡ／Ｄ変換器でディジタル化
し、それぞれのコイルに対応した画像再構成用データの
収集を行う。In such a case, the data collection unit 15
The detection output of the magnetic resonance signal input from each coil is sampled and held, digitized by the A / D converter, and image reconstruction data corresponding to each coil is collected.
【００５０】また一つのコイルの磁場方向が静磁場方向
に平行になると、そのコイルからの信号強度はきわめて
小さいか、もしくは信号が受信されなくなる。このよう
な場合そのまま加算すると雑音を多く含むことになる。
これに対して、信号強度、あるいは加算前の画像データ
にしきい値を設け、ある一定値より弱い信号については
雑音とみなし除去してもよい。When the magnetic field direction of one coil becomes parallel to the static magnetic field direction, the signal strength from the coil is extremely small or no signal is received. In such a case, if it is added as it is, a lot of noise will be included.
On the other hand, a threshold value may be set for the signal strength or the image data before addition, and a signal weaker than a certain value may be regarded as noise and removed.
【００５１】本実施例においては３つのプローブコイル
には全て一巻きのコイルを用いたが、３つの直交する方
向に磁場を持つようなコイルであればどんな形状でも構
わない。例えば、プローブの軸に対し平行な方向に高周
波磁場を持つコイル１つと、プローブの軸に対しそれぞ
れが直交する方向に高周波磁場を持つ２つのコイルを考
えると、平行なコイルとしては、ソレノイド型、直交す
るコイルとしては鞍型コイル、ＳＴＲ（Slotted Tube R
esonator）、バードケージ型等が挙げられる。そしてこ
れらのどんな組み合わせでも構わない。また本実施例で
はプローブの軸に直交する方向に高周波磁場を持つコイ
ルを２つ用いたが、例えば図２６のようにプローブ軸に
直交する方向で周方向に一様な磁場を発生するコイルを
一つ用いてもよい。In the present embodiment, all of the three probe coils have one winding, but any shape may be used as long as the coils have magnetic fields in three orthogonal directions. For example, considering one coil having a high frequency magnetic field in a direction parallel to the axis of the probe and two coils having a high frequency magnetic field in a direction orthogonal to the axis of the probe, a parallel coil is a solenoid type coil. Saddle-type coils, STR (Slotted Tube R)
esonator), bird cage type and the like. And any combination of these is fine. Further, in this embodiment, two coils having a high-frequency magnetic field in a direction orthogonal to the axis of the probe are used. For example, as shown in FIG. 26, a coil generating a uniform magnetic field in the circumferential direction in the direction orthogonal to the probe axis is used. You may use one.
【００５２】また本実施例では、プローブの軸方向に平
行な高周波磁場を発生するコイルを一つと、それとそれ
ぞれお互いに直交する２つのコイルを配置したが、３つ
のコイルがお互いがそれぞれ直交していれば全体として
プローブの方向に対してどの方向を向いていてもよい。
例えば図２７のように一つがプローブの軸方向に対して
直交し、これに対し２つのコイルをそれぞれがお互いに
直交するよう配置してもよい。Further, in this embodiment, one coil for generating a high frequency magnetic field parallel to the axial direction of the probe and two coils orthogonal to each other are arranged, but the three coils are orthogonal to each other. If so, it may be oriented in any direction with respect to the direction of the probe as a whole.
For example, as shown in FIG. 27, one may be arranged so as to be orthogonal to the axial direction of the probe, while two coils may be arranged so as to be orthogonal to each other.
【００５３】プローブコイルには図２１，図２２のよう
にコイル外部にバルーン４９を装着し、体腔５０への挿
入は縮めた状態で行い、内部で膨らますことでこれを体
腔内に固定する。その場合、コイルは伸縮自在にしてバ
ルーン４９の内部に装着してもよい。そしてプローブコ
イル５２は挿入しやすいようガイド５１を介して体腔に
挿入される。As shown in FIGS. 21 and 22, a balloon 49 is attached to the outside of the probe coil, and the balloon 49 is inserted into the body cavity 50 in a contracted state, and the balloon is inflated to fix it inside the body cavity. In that case, the coil may be stretchable and mounted inside the balloon 49. Then, the probe coil 52 is inserted into the body cavity through the guide 51 so as to be easily inserted.
【００５４】また図２３のようにプローブの挿入部５３
を脱着可能とすることが挿入部を使い捨て、あるいは消
毒後再使用などの処理が簡単になる。Further, as shown in FIG. 23, a probe insertion portion 53
By making the insertion / removal possible, the processing such as the disposable of the insertion portion or the reuse after sterilization becomes easy.
【００５５】各コイルの等価回路は、例えば図２４のよ
うにトラップ回路５６を配置してもよい。この場合、信
号受信時にはトラップ回路５６内のクロスダイオードが
ＯＦＦ状態な為、トラップ回路はＯＦＦとなる。送信時
にはクロスダイオードが５５がＯＮになり、トラップ回
路５６で共振を起こし両端で高インピーダンスとなるの
でコイルが疑似的に開放状態となり、送信時の過大入力
から受信系を保護する。図２４ではコンデンサＣ２を調
整して共振周波数を同調し、コンデンサＣ３でコイル出
力インピーダンスを５０Ωに整合させるが、図２５のよ
うにコイルの直後にプリアンプ５７を配置してもよい。
またこのような微調整は容量可変ダイオードなどを用
い、体腔外で行うとよい。The equivalent circuit of each coil may have a trap circuit 56 as shown in FIG. 24, for example. In this case, since the cross diode in the trap circuit 56 is in the OFF state when the signal is received, the trap circuit is turned off. At the time of transmission, the cross diode 55 is turned on, and the trap circuit 56 resonates and becomes high impedance at both ends, so that the coil is artificially opened and protects the receiving system from excessive input at the time of transmission. In FIG. 24, the capacitor C2 is adjusted to tune the resonance frequency and the coil output impedance is matched to 50Ω by the capacitor C3, but the preamplifier 57 may be arranged immediately after the coil as shown in FIG.
Further, such fine adjustment may be performed outside the body cavity using a variable capacitance diode or the like.
【００５６】各コイルはなるべく直交するように配置さ
れるが、残留カップリングも考えられる。これを防ぐた
め米国特許４，８２５，１６２号、特願平２−０４７８
１４号のようにＱダンプを用いるなどしてデカップリン
グを行ってもよい。The coils are arranged as orthogonally as possible, but residual coupling is also conceivable. To prevent this, U.S. Pat. No. 4,825,162, Japanese Patent Application No. 2-0478
Decoupling may be performed by using Q dump as in No. 14.
【００５７】次に、本発明の第３実施例について説明す
る。この例は図１に示した受信用コイル８としてマルチ
表面コイルを用い、異なる周波数の磁気共鳴信号を短時
間で収集しようとするものである。Next, a third embodiment of the present invention will be described. In this example, a multi-surface coil is used as the receiving coil 8 shown in FIG. 1 to acquire magnetic resonance signals of different frequencies in a short time.
【００５８】図２８は図１における送信用コイル６及び
マルチ表面コイル８の構成・配置を示す概略図である。
送信用コイル６は被検体９の画像化すべき所望の領域に
対して均一な高周波磁場を印加し、さらに２つ以上の核
種に対応する周波数の高周波磁場を印加できる必要があ
る。例えば２つの周波数について送信可能にするには、
図２９、図３０のように直交する２方向に高周波磁場を
発生する鞍型コイルを重ねて配置し、別々の共鳴周波数
を持つように調整する。または図３１や図３２のような
スロッテド・チューブ・レゾネータ型コイルを用いる
と、一つのコイルで２つの周波数の高周波磁場を発生す
ることができる。例えば図３１や図３２のように付加す
るコンデンサの値を直交する方向で異なるように決めれ
ば、ポートＡとポートＢから別々の周波数を印加するこ
とができる。また、米国特許４７４２３０４号明細書記
載のようにいくつかの並列共振回路をコイルに直列に付
加することにより、多重同調コイルを製作することも可
能である。マルチ表面コイルは、複数周波数の信号を検
出できる多重同調表面コイル６１〜６６からなってお
り、被検体を取り囲むように配置されている。FIG. 28 is a schematic diagram showing the structure and arrangement of the transmitting coil 6 and the multi-surface coil 8 in FIG.
The transmitting coil 6 needs to be able to apply a uniform high-frequency magnetic field to a desired region of the subject 9 to be imaged, and further to be able to apply a high-frequency magnetic field having a frequency corresponding to two or more nuclides. For example, to enable transmission on two frequencies,
As shown in FIGS. 29 and 30, saddle coils that generate a high-frequency magnetic field are arranged in an overlapping manner in two orthogonal directions, and are adjusted so that they have different resonance frequencies. Alternatively, when a slotted tube resonator type coil as shown in FIGS. 31 and 32 is used, one coil can generate a high frequency magnetic field of two frequencies. For example, as shown in FIGS. 31 and 32, if the values of the capacitors to be added are determined to be different in the orthogonal direction, different frequencies can be applied from the port A and the port B. It is also possible to make a multi-tuned coil by adding several parallel resonant circuits in series to the coil as described in US Pat. No. 4,742,304. The multi-surface coil is composed of multi-tuned surface coils 61 to 66 capable of detecting signals of a plurality of frequencies, and is arranged so as to surround the subject.
【００５９】図３３に図１におけるマルチ表面コイル
８、受信部７及びデータ収集部１５の詳細を示す。マル
チ表面コイル８は、多重同調表面コイル６１〜６２から
なり、さらに各々の多重同調表面コイルは、別々の核種
からの磁気共鳴信号を検出する複数のコイルからなる。
例えば多重同調表面コイル６１は、周波数ｆａの共鳴周
波数を持つ表面コイル６１ａと周波数ｆｂの共鳴周波数
を持つ表面コイル６１ｂからなる。よって、コイル群６
１ａ、６２ａ、…、６６ａ、及びコイル群６１ｂ、…６
６ｂは、各々別々の各種に対応した共鳴周波数ｆａとｆ
ｂの信号を検出する。これら２つのコイル群は、各々被
検体を取り囲む配置を取ることができ、ほとんど同じ感
度領域をとることができる。表面コイル６１ａ、６２
ａ、…、６６ａ、及び６１ｂ、…、６６ｂそれぞれに対
応してプリアンプ７１ａ、…、７６ａ、及び７１ｂ、
…、７６ｂ、検波回路（ＤＥＴ）８１ａ、…、８６ａ及
び８１ｂ、…、８６ｂ、ローパスフイルタ（ＬＰＦ）９
１ａ、…、９６ａ及び９１ｂ、…、９６ｂからなる信号
検出手段が設けられている。データ収集部１５では受信
部７から入力された１２チャンネルの磁気共鳴信号の検
波信号をＡ／Ｄ変換器によってディジタル信号に変換し
た後、電子計算機１２に取り込まれる。異なる核種の信
号を同時に収集する必要がない場合には、Ａ／Ｄ変換器
の前に６チャンネルの切り替え器を取り付け、ローパス
フイルタ（ＬＰＦ）９１ａ、…、９６ａの出力と、９１
ｂ、…、９６ｂの出力を選択できるようにし、必要な核
種の信号だけを、まは異なる核種の信号を交互に収集す
ることが可能になる。FIG. 33 shows the details of the multi-surface coil 8, the receiver 7 and the data collector 15 in FIG. The multi-surface coil 8 is composed of multi-tuning surface coils 61 to 62, and each multi-tuning surface coil is composed of a plurality of coils for detecting magnetic resonance signals from different nuclides.
For example, the multi-tuned surface coil 61 includes a surface coil 61a having a resonance frequency of frequency fa and a surface coil 61b having a resonance frequency of frequency fb. Therefore, the coil group 6
66a and coil groups 61b, ... 6
6b is a resonance frequency fa and f corresponding to different types.
The signal of b is detected. Each of these two coil groups can be arranged so as to surround the subject, and can have almost the same sensitivity region. Surface coils 61a, 62
, 66a and 61b, ..., 66b respectively corresponding to preamplifiers 71a, ..., 76a, and 71b,
, 76b, detection circuit (DET) 81a, ..., 86a and 81b, ..., 86b, low-pass filter (LPF) 9
, 96a and 91b, ..., 96b are provided. In the data collecting unit 15, the detection signal of the 12-channel magnetic resonance signal input from the receiving unit 7 is converted into a digital signal by the A / D converter, and then is fetched in the electronic computer 12. When it is not necessary to collect signals of different nuclides at the same time, a 6-channel switch is attached in front of the A / D converter, and the outputs of the low-pass filters (LPF) 91a, ...
It becomes possible to select the outputs of b, ..., 96b, and it becomes possible to collect only the signals of the necessary nuclides or the signals of different nuclides alternately.
【００６０】次に多重同調表面コイルとして用いるコイ
ルの例を示す。図３４はループ型コイル１０１、図３５
は微分型コイル１０２、図３６は８字型コイル１０３で
ある。これらはどの２種類も重ねて配置しても誘導的な
カップリングを防ぐことができる。つまり、一方のコイ
ル電流が流れたときもう一方のコイルに鎖交する磁束の
総和が０になるようにできる。図３７はループ型コイル
１０１と微分型コイル１０２を重ねて配置した例を示
す。微分型コイル１０２の上下のループの間にループ型
コイル１０１を配する。図３８は、ループ型コイル１０
１と８字型コイル１０３を配置した例を示す。各々のコ
イルのなす面に垂直でコイルの中心を通る軸が一致する
ように、重ねて配置する。図３９は微分型コイル１０２
と８字型コイル１０３を配置した例を示す。同様にコイ
ルの軸が一致するように配置する。Next, an example of a coil used as a multi-tuned surface coil will be shown. 34 is a loop type coil 101, FIG.
Is a differential coil 102, and FIG. 36 is an 8-shaped coil 103. Inductive coupling can be prevented even if any two of them are arranged in an overlapping manner. That is, when one coil current flows, the sum of the magnetic fluxes linked to the other coil can be made zero. FIG. 37 shows an example in which the loop type coil 101 and the differential type coil 102 are arranged in an overlapping manner. The loop type coil 101 is arranged between the upper and lower loops of the differential type coil 102. FIG. 38 shows the loop coil 10
An example in which 1- and 8-shaped coils 103 are arranged is shown. The coils are arranged so that the axes perpendicular to the planes of the coils and passing through the centers of the coils coincide with each other. FIG. 39 shows a differential coil 102.
An example in which the 8-shaped coil 103 is arranged is shown. Similarly, the coils are arranged so that their axes coincide with each other.
【００６１】次に隣接する多重同調表面コイル間のデカ
ップリング法について説明する。まず１つの方法は、コ
イルの配置を調整することによる方法であり、互いに鎖
交する磁束の総和が０になるように配置する。隣接する
同種コイル間について図４０から図４３に示す。図４０
は隣接するループ型コイル１０１、１１１について、図
４１は隣接する微分型コイルについて、図４２と図４３
は８次型コイルについて例を示す。隣接する異種コイル
間のデカップリング法に付いては、図４４から図４８に
例を示す。図４４はループ型コイル１０１と微分型コイ
ル１１２の場合、図４５はループ型コイル１０１と８字
型コイル１１３の場合、図４７と図４８は微分型コイル
１０２と８字型コイル１１３の場合である。次に、付加
的な回路を結合して互いに誘起する誘導起電力を打ち消
す方法の例を示す。図４９はキャパシタンスのブリッジ
回路であり、これを隣接するループ型コイル１０１、１
１１間に結合した例を図５０に示す。図５１のように、
キャパシタンスの変わりにインダクタンスを用いてもか
まわない。また、付加的なデカップリング用コイル１２
１を使ってデカップリングをする事も可能で、その例を
図５２に示す。図４９、図５１、図５２の方法は、微分
型コイル間や８字型コイル間についても適用できる。Next, the decoupling method between the adjacent multi-tuned surface coils will be described. First, one method is a method by adjusting the arrangement of the coils, which is arranged so that the total sum of the magnetic fluxes interlinking with each other becomes zero. Between adjacent coils of the same type are shown in FIGS. 40 to 43. Figure 40
Shows adjacent loop type coils 101 and 111, FIG. 41 shows adjacent differential type coils, and FIGS.
Shows an example of an 8th order coil. An example of the decoupling method between adjacent coils of different types is shown in FIGS. 44 to 48. 44 shows the case of the loop type coil 101 and the differential type coil 112, FIG. 45 shows the case of the loop type coil 101 and the 8-shaped coil 113, and FIGS. 47 and 48 show the case of the differential type coil 102 and the 8-shaped coil 113. is there. Next, an example of a method of canceling the induced electromotive force induced by mutual coupling of additional circuits will be shown. FIG. 49 shows a capacitance bridge circuit, which has adjacent loop type coils 101, 1
FIG. 50 shows an example in which 11 are connected. As shown in Figure 51,
Inductance may be used instead of capacitance. Also, an additional decoupling coil 12
It is also possible to use 1 to perform decoupling, an example of which is shown in FIG. The methods shown in FIGS. 49, 51, and 52 can be applied between differential coils and between 8-shaped coils.
【００６２】次に隣接していない表面コイル間のデカッ
プリング法について説明する。隣接していない表面コイ
ル間のカップリングは隣接した表面コイル間のカップリ
ングに比べて少ないので、精密なデカップリング方を用
いず見かけのＱを低くすることによって、カップリング
の影響を押えられることに着目してデカップリングを行
えば十分である。具体的には、表面コイルに対して、特
公平４−４２９３７号公報に記載されているような低入
力インピーダンスのプリアンプを用いる方法や特願平２
−４７８１４に記載されているようなフィードバックア
ンプを用いる方法が利用できる。Next, a decoupling method between surface coils that are not adjacent to each other will be described. Since the coupling between non-adjacent surface coils is less than that between adjacent surface coils, the effect of coupling can be suppressed by lowering the apparent Q without using a precise decoupling method. It is enough to pay attention to the decoupling. Specifically, a method of using a low-impedance preamplifier as described in Japanese Patent Publication No. 4-42937 for a surface coil, and Japanese Patent Application No. Hei.
A method using a feedback amplifier as described in US Pat.
【００６３】実際に送信用コイルより高周波磁場を発生
し、表面コイルにより信号を検出する際には、互いのデ
カップリングも行う必要かある。特に、ループ型コイル
１０１の場合、ほぼ一様な高周波磁場を発生する送信用
コイル６と定常的にデカップリング可能な微分型コイル
１０２や８字型コイル１０３と異なり、デカップリング
手段が必須である。具体的には、送信用コイル６の送信
時にループ型コイルを電気回路的にＯＦＦ状態にし、受
信時には送信用コイルをＯＦＦ状態にする。図５３はル
ープ型コイルにデカップリングのためのトラップ回路を
付加した場合の等価回路を示したものであり、When the high frequency magnetic field is actually generated from the transmitting coil and the signal is detected by the surface coil, it is necessary to perform decoupling between them. In particular, in the case of the loop type coil 101, unlike the differential type coil 102 and the 8-shaped coil 103 capable of constantly decoupling with the transmitting coil 6 that generates a substantially uniform high frequency magnetic field, decoupling means is essential. . Specifically, the loop type coil is turned off in an electric circuit manner when the transmitting coil 6 is transmitting, and the transmitting coil is turned off when receiving. FIG. 53 shows an equivalent circuit in the case where a trap circuit for decoupling is added to the loop type coil,
【数１】 ｆ０〜１／（２π（Ｌ１Ｃ１Ｃ２／（Ｃ１＋Ｃ２）））## EQU1 ## f0 / 1 / (2π (L1C1C2 / (C1 + C2)))
【数２】ｆ０〜１／（２π（Ｌ２Ｃ２）） を満たすようにＬ１，Ｌ２，Ｃ２の値を決める。Ｌ１は
ループ型のコイルのインダクタンスである。信号受信時
にはクロスダイオード１２２がＯＦＦ状態になり。Ｌ１
−Ｃ１−Ｃ２の回路で共振させる。送信用コイル６の送
信時にはクロスダイオード１２２がＯＮ状態になる。こ
の時にはＬ２−Ｃ２の回路で共振するためのＣ２の両端
は高インピーダンス状態となり、結果としてＬ１−Ｃ１
−Ｃ２の回路には高周波電流が流れにくくなってデカッ
プリングされた状態となる。この例ではクロスダイオー
ドを用いたがピンダイオードを用いても良い。一方、送
信用コイル６にデカップリング手段を回路が付加した例
を図５４に示す。ピンダイオード１２３をコイルに直列
に付加している。端子１２４の電圧を制御して、送信時
には、ピンダイオードをＯＮ状態にし、表面コイルでの
受信時にはＯＦＦにすることによりデカップリングでき
る。微分型コイル１０２や８字型コイル１０３を用いる
場合でも送信高周波磁場の不均一性などのため必ずしも
送信用コイル６とのデカップリングが不十分な場合もあ
り、付加的なデカップリング手段を用いてもよい。## EQU00002 ## The values of L1, L2 and C2 are determined so as to satisfy f0 / 1 / (2.pi. (L2C2)). L1 is the inductance of the loop type coil. When receiving the signal, the cross diode 122 is turned off. L1
Resonate with the circuit of -C1-C2. When transmitting the transmission coil 6, the cross diode 122 is turned on. At this time, both ends of C2 for resonating in the circuit of L2-C2 are in a high impedance state, and as a result, L1-C1
A high-frequency current is less likely to flow in the circuit of -C2 and is in a decoupled state. Although the cross diode is used in this example, a pin diode may be used. On the other hand, FIG. 54 shows an example in which a circuit has a decoupling means added to the transmitting coil 6. The pin diode 123 is added to the coil in series. Decoupling can be performed by controlling the voltage of the terminal 124 so that the pin diode is turned on during transmission and turned off during reception by the surface coil. Even when the differential coil 102 or the 8-shaped coil 103 is used, the decoupling with the transmitting coil 6 may not always be sufficient due to the non-uniformity of the transmitting high-frequency magnetic field and the like. Good.
【００６４】本実施例における画像化の手順について
は、特公平４−４２９３７号公報及び特願平２−４７８
１４号に記載されているように、ほぼ各々の表面コイル
の高周波磁場分布に比例した関数を重み関数とし、重み
付け加算することにより高Ｓ／Ｎ画像を得ることができ
る。本発明の実施例では、例えば、図３３の表面コイル
６１ａ、…、６６ａの表面コイルより得られたデータを
用いて、１枚の高Ｓ／Ｎ画像を合成でき、また、表面コ
イル６１ｂ、…、６６ｂの表面コイルより得られたデー
タを用いて、異なる核種の高Ｓ／Ｎ画像も同時に得るこ
とが可能である。The procedure of imaging in this embodiment is described in Japanese Patent Publication No. 4-42937 and Japanese Patent Application No. 2-478.
As described in No. 14, a high S / N image can be obtained by weighting and adding a function proportional to the high frequency magnetic field distribution of each surface coil as a weighting function. In the embodiment of the present invention, for example, one sheet of high S / N image can be synthesized by using the data obtained from the surface coils 61a, ..., 66a of FIG. 33, and the surface coils 61b ,. , 66b surface data, it is possible to obtain high S / N images of different nuclides at the same time.
【００６５】次に本発明の第４実施例について説明す
る。図５５は、本発明の一実施例に係る磁気共鳴映像装
置用プローブの回路構成を示す図である。磁化を励起す
る高周波磁場を印加したり磁気共鳴信号を誘導起電力と
して直接検出するコイルＬ１と所望の共鳴周波数で直列
共振するように接続したコンデンサＣ２に、長さ１の同
軸線路１３３を結合する。この際、同軸線路末端からコ
イル側を見たインピーダンスがＬ性になるように同軸線
路の長さを決定すれば、同調用コンデンサＣ1 と整合用
コンデンサＣ2 にてインピーダンス整合をとることがで
きる。同軸線路を付加したことによる信号対雑音比（Ｓ
／Ｎ）の低下は次式で評価できる。Next, a fourth embodiment of the present invention will be described. FIG. 55 is a diagram showing a circuit configuration of a probe for a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention. A coaxial line 133 having a length of 1 is coupled to a coil C1 for applying a high-frequency magnetic field for exciting magnetization or for directly detecting a magnetic resonance signal as an induced electromotive force and a capacitor C2 connected so as to resonate in series at a desired resonance frequency. . At this time, if the length of the coaxial line is determined so that the impedance seen from the end of the coaxial line toward the coil becomes L-shaped, impedance matching can be achieved by the tuning capacitor C 1 and the matching capacitor C 2 . . The signal-to-noise ratio (S
The decrease in / N) can be evaluated by the following formula.
【００６６】[0066]
【数３】 Ｓ0 ／Ｎ0 は、同軸線路がない場合の信号対雑音比であ
る。ｒは直列共振回路の抵抗分、Ｌ’は同軸線路の等価
インダクタンス、Ｒは同軸線路の抵抗分を並列抵抗とし
て表したもの、ωは共振周波数である。通常、ｒは数
Ω、Ｒは１０ＫΩ程度なので、Ｌ’ 2ω2 を数ＫΩ程度
にすればＳ／Ｎ劣化はほとんど無視できる。[Equation 3] S 0 / N 0 is the signal-to-noise ratio when there is no coaxial line. r is the resistance of the series resonance circuit, L'is the equivalent inductance of the coaxial line, R is the parallel resistance of the resistance of the coaxial line, and ω is the resonance frequency. Usually, r is several Ω and R is about 10 KΩ, so that S / N deterioration can be almost ignored if L' 2ω2 is set to about KΩ.
【００６７】図５５は、不平衡回路で記述しているが実
際のコイルは平衡形で構成されるため、平衡不平衡変換
が必要である。図５６はその例を示す。矩形のコイル１
３６のコンデンサＣ所望の周波数での共振状態にあり、
直列接続した同軸線路１３８に平行・不平衡変換のいわ
ゆるバズーカ型バラン１３９がついている。これは、同
軸ケーブル１３８の外側に同軸上に導体筒を設け、コイ
ルと反対側を同軸線路外皮に接続する。この時導体筒の
長さ１は、λ／４長になっている。Although FIG. 55 is described as an unbalanced circuit, since the actual coil is formed in a balanced type, balanced-unbalanced conversion is necessary. FIG. 56 shows an example thereof. Rectangular coil 1
36 capacitor C is in resonance at the desired frequency,
A so-called bazooka type balun 139 for parallel / unbalance conversion is attached to the coaxial line 138 connected in series. In this, a conductor tube is coaxially provided outside the coaxial cable 138, and the side opposite to the coil is connected to the outer sheath of the coaxial line. At this time, the length 1 of the conductor cylinder is λ / 4 length.
【００６８】図５７は、平衡不平衡変換を考慮した別の
構成例を示す。２本の同軸線路１４０を平衡にコイルに
接続し、同調コンデンサを直列接続した等容量の２つの
コンデンサＣ1 に分割して、その中点に同軸線路の外筒
を接続する。FIG. 57 shows another structural example in which the balance-unbalance conversion is taken into consideration. Two coaxial lines 140 are balancedly connected to a coil, a tuning capacitor is divided into two equal-capacity capacitors C 1 connected in series, and the outer tube of the coaxial line is connected to the midpoint thereof.
【００６９】図５５では、同軸線路末端からコイル側を
見たインピーダンスがＬ性になるように同軸線路の長さ
を決めていたが、Ｃ性になるようにしても良い。その場
合には、同調用コンデンサＣ1 の変わりに同調用インダ
クタンスを用いれば良い。図５８は、同軸線路長１を特
にλ／２にした場合の構成例を示す。λ／２同軸線路１
４１末端から見たインピーダンスは、コイルＬとコンデ
ンサＣは直列共振状態にあることからｒとなる。よっ
て、整合回路は、インダクタンスＬ’と同調用コンデン
サＣ1 、整合用コンデンサＣ2 から図５８のように構成
する。ｒ’を整合回路の等価的抵抗分とすると、図５８
の構成にしたことによるＳ／Ｎ劣化の程度は次式のよう
に表される。In FIG. 55, the length of the coaxial line is determined so that the impedance seen from the end of the coaxial line to the coil side is L-shaped, but it may be C-shaped. In that case, a tuning inductance may be used instead of the tuning capacitor C 1 . FIG. 58 shows a configuration example when the coaxial line length 1 is set to λ / 2 in particular. λ / 2 coaxial line 1
The impedance seen from the end of 41 is r because the coil L and the capacitor C are in series resonance. Therefore, the matching circuit is composed of the inductance L ′, the tuning capacitor C 1 and the matching capacitor C 2 as shown in FIG. When r ′ is an equivalent resistance component of the matching circuit, FIG.
The degree of S / N deterioration due to the above configuration is expressed by the following equation.
【００７０】[0070]
【数４】 整合回路の抵抗分ｒ’はｒに比べ小さいため、Ｓ／Ｎ劣
化を無視する事ができる。同軸線路の長さは、λ／２の
整数倍であっても良い。[Equation 4] Since the resistance component r ′ of the matching circuit is smaller than r, S / N deterioration can be ignored. The length of the coaxial line may be an integral multiple of λ / 2.
【００７１】同軸線路と整合回路を用いてプローブのイ
ンピーダンス整合を取る方式は、構成上多くのコンデン
サでコイルを分割する必要がある分布定数方コイルのよ
うに、一つのコンデンサの両端では受信系の特性インピ
ーダンス５０Ωを超えるインピーダンスを得られない場
合、つまり、コイル側が特性インピーダンスより低いイ
ンピーダンスになっている場合一般に使用できる。In the method of matching the impedance of the probe by using the coaxial line and the matching circuit, it is necessary to divide the coil by many capacitors because of the structure. It can be generally used when an impedance exceeding the characteristic impedance of 50Ω cannot be obtained, that is, when the coil side has an impedance lower than the characteristic impedance.
【００７２】図５９に構成例を示す。複数の直列共振用
コンデンサＣ、及びＣ”により分割されたコイルにおい
て、個々のコンデンサの両端からみたインピーダンスは
５０Ωより低くなっている。同軸線路を接続するとき、
コイルの電気的中点に外皮を接続することにより平衡不
平衡変換が可能なため、奇数個のコンデンサを使用して
いる。同軸線路１４９の長さはコンデンサＣ”を２つの
Ｃに接続し、その中点を同軸ケーブルの外筒と接続する
方法である。FIG. 59 shows a configuration example. In a coil divided by a plurality of series resonance capacitors C and C ″, the impedance seen from both ends of each capacitor is lower than 50Ω. When connecting a coaxial line,
An odd number of capacitors are used because the balance-unbalance conversion can be performed by connecting the outer skin to the electrical midpoint of the coil. The length of the coaxial line 149 is a method in which the capacitor C ″ is connected to two C's and the middle point thereof is connected to the outer casing of the coaxial cable.
【００７３】[0073]
【発明の効果】以上説明したように、本願第１の発明で
は、送信用コイルとｇｒｏｕｎｄループの電気的カップ
リングを避けることができ、均一に高周波磁場を照射
し、良好な画像を取得することができる。As described above, in the first invention of the present application, electrical coupling between the transmitting coil and the ground loop can be avoided, and a high-frequency magnetic field is uniformly irradiated to obtain a good image. You can
【００７４】また、本願第２の発明では、体腔内コイル
の方向を静磁場に対して変化させてＳ／Ｎ比を向上させ
るように調整したりすることなく、常に高いＳ／Ｎで体
腔近傍を撮像する事ができる。According to the second aspect of the present invention, the direction of the coil in the body cavity is not changed so as to improve the S / N ratio with respect to the static magnetic field. Can be imaged.
【００７５】本願第３の発明では、互いにデカップリン
グされた構造を持つ２種類以上のコイルを用い、各々別
の周波数で使用するようにした多重同調表面コイルを複
数個被検体に対して配置することにより、複数の核種の
マルチ表面コイル画像化が可能な磁気共鳴映像装置を提
供できる。In the third invention of the present application, two or more types of coils having a structure decoupled from each other are used, and a plurality of multi-tuned surface coils adapted to be used at different frequencies are arranged for the object. This makes it possible to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of multi-surface coil imaging of a plurality of nuclides.
【００７６】また、本願第４の発明では、構成上同調・
整合をコイルから離れた位置から行う必要がある場合に
おいても、Ｓ／Ｎの劣化の少ない磁気共鳴映像装置用プ
ローブを提供することができる。In the fourth invention of the present application, the tuning
It is possible to provide a probe for a magnetic resonance imaging apparatus in which the S / N is less deteriorated even when the matching needs to be performed from a position apart from the coil.
【図１】本発明の第１実施例に係る磁気共鳴映像装置の
構造を示すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram showing the structure of a magnetic resonance imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention.
【図２】受信用コイル９のうちの２つの表面コイルの配
置例を示す図である。FIG. 2 is a diagram showing an arrangement example of two surface coils of a receiving coil 9.
【図３】ｇｒｏｕｎｄループの電気的等価回路を示す図
である。FIG. 3 is a diagram showing an electrical equivalent circuit of a ground loop.
【図４】バランの例を示す構成図である。FIG. 4 is a configuration diagram showing an example of a balun.
【図５】バランの断面を示す図である。FIG. 5 is a view showing a cross section of a balun.
【図６】出力信号ケーブルや電源ケーブルに取り付けた
バランを示す図である。FIG. 6 is a diagram showing a balun attached to an output signal cable and a power cable.
【図７】図６の場合のｇｒｏｕｎｄループの電気的等価
回路を示す図である。7 is a diagram showing an electrically equivalent circuit of a ground loop in the case of FIG.
【図８】インダクタンスを用いて高インピーダンス部を
作成した例を示す図である。FIG. 8 is a diagram showing an example in which a high impedance portion is created by using an inductance.
【図９】フラットケーブルに対してインダクタンス素子
を適用した例を示す図である。FIG. 9 is a diagram showing an example in which an inductance element is applied to a flat cable.
【図１０】インダクタンス素子の変わりに用いられる共
振回路を示す図である。FIG. 10 is a diagram showing a resonance circuit used in place of an inductance element.
【図１１】バランの例を示す構成図である。FIG. 11 is a configuration diagram showing an example of a balun.
【図１２】従来の受信用コイル群のうちの２つのコイル
配置を示す図である。FIG. 12 is a diagram showing an arrangement of two coils in a conventional receiving coil group.
【図１３】図１２のコイル配置におけるｇｒｏｕｎｄル
ープの電気的等価回路を示す図である。13 is a diagram showing an electrically equivalent circuit of a ground loop in the coil arrangement of FIG.
【図１４】本発明の第２実施例に係るマルチコイルの概
略図である。FIG. 14 is a schematic view of a multi-coil according to a second embodiment of the present invention.
【図１５】受信部の構成例を示すブロック図である。FIG. 15 is a block diagram illustrating a configuration example of a reception unit.
【図１６】マルチコイルのプローブ内にファントムを設
置した際の配置例を示す図である。FIG. 16 is a diagram showing an arrangement example when a phantom is installed in a multi-coil probe.
【図１７】受信部においてスイッチ切換を行なう例を示
す説明図である。FIG. 17 is an explanatory diagram showing an example in which a switch is switched in the receiving unit.
【図１８】一様コイルで高周波信号の送受信を行うとき
の送受信部のブロック図である。FIG. 18 is a block diagram of a transmitting / receiving unit when transmitting and receiving a high frequency signal with a uniform coil.
【図１９】プローブコイルの方向軸ｘ”，ｙ”，ｚ”と
静磁場方向との関係図である。FIG. 19 is a diagram showing the relationship between the direction axes x ″, y ″, and z ″ of the probe coil and the static magnetic field direction.
【図２０】各コイルからの信号をデータ収集するときの
受信部のブロック図である。FIG. 20 is a block diagram of a receiving unit when collecting data from signals from each coil.
【図２１】バルーンの装着例を示す図である。FIG. 21 is a diagram showing a mounting example of a balloon.
【図２２】プローブコイルの体腔への挿入方法の一例を
示す図である。FIG. 22 is a diagram showing an example of a method of inserting a probe coil into a body cavity.
【図２３】脱着可能な挿入部の説明図である。FIG. 23 is an explanatory diagram of a removable insertion section.
【図２４】各コイルの第１の等価回路を示す図である。FIG. 24 is a diagram showing a first equivalent circuit of each coil.
【図２５】各コイルの第２の等価回路を示す図である。FIG. 25 is a diagram showing a second equivalent circuit of each coil.
【図２６】プローブ軸に垂直で周方向均一な高周波磁場
を発生するコイルの例を示す説明図である。FIG. 26 is an explanatory diagram showing an example of a coil that generates a high-frequency magnetic field that is perpendicular to the probe axis and is uniform in the circumferential direction.
【図２７】体腔内プローブコイル内の３つコイルの配置
例を示す図である。FIG. 27 is a diagram showing an example of arrangement of three coils in a body cavity probe coil.
【図２８】図１の被検体に対する送信用コイル及びマル
チ表面コイルの構成・配置を示す概略図である。28 is a schematic diagram showing the configuration and arrangement of a transmission coil and a multi-surface coil for the subject of FIG.
【図２９】送信用コイルとして用いることのできる鞍型
コイルの例を示す図である。FIG. 29 is a diagram showing an example of a saddle type coil that can be used as a transmitting coil.
【図３０】送信用コイルとして用いることのできる鞍型
コイルの別の例を示す図である。FIG. 30 is a diagram showing another example of a saddle-type coil that can be used as a transmission coil.
【図３１】送信用コイルとして用いることのできるスロ
ッテド・チューブ・レゾネータの例を示す図である。FIG. 31 is a diagram showing an example of a slotted tube resonator that can be used as a transmitting coil.
【図３２】送信用コイルとして用いることのできるスロ
ッテド・チューブ・レゾネータの例を示す図である。FIG. 32 is a diagram showing an example of a slotted tube resonator that can be used as a transmitting coil.
【図３３】マルチ表面コイルと受信部の構成を示すブロ
ック図である。FIG. 33 is a block diagram showing a configuration of a multi-surface coil and a receiving unit.
【図３４】多重同調表面コイルの１つとして用いるルー
プ型表面コイルの例を示す図である。FIG. 34 is a diagram showing an example of a loop type surface coil used as one of multiple tuning surface coils.
【図３５】多重同調表面コイルの１つとして用いる微分
型表面コイルの例を示す図である。FIG. 35 is a diagram showing an example of a differential surface coil used as one of multi-tuned surface coils.
【図３６】多重同調表面コイルの１つとして用いる８字
型表面コイルの例を示す図である。FIG. 36 is a diagram showing an example of an 8-shaped surface coil used as one of the multiple tuning surface coils.
【図３７】ループ型コイルと微分型コイルのデカップリ
ング配置の例を示す図である。FIG. 37 is a diagram showing an example of a decoupling arrangement of a loop coil and a differential coil.
【図３８】ループ型コイルと８字型コイルのデカップリ
ング配置の例を示す図である。FIG. 38 is a diagram showing an example of a decoupling arrangement of a loop coil and an 8-shaped coil.
【図３９】微分型コイルと８字型コイルのデカップリン
グ配置の例を示す図である。FIG. 39 is a diagram showing an example of decoupling arrangement of a differential coil and an 8-shaped coil.
【図４０】隣接するループ型コイル間のデカップリング
配置の例を示す図である。FIG. 40 is a diagram showing an example of a decoupling arrangement between adjacent loop type coils.
【図４１】隣接する微分型コイル間のデカップリング配
置の例を示す図である。FIG. 41 is a diagram showing an example of a decoupling arrangement between adjacent differential coils.
【図４２】隣接する８字型コイル間のデカップリング配
置の例を示す図である。FIG. 42 is a diagram showing an example of a decoupling arrangement between adjacent 8-shaped coils.
【図４３】隣接する８字型コイル間のデカップリング配
置の別の例を示す図である。FIG. 43 is a diagram showing another example of the decoupling arrangement between the adjacent 8-shaped coils.
【図４４】隣接するループ型コイルと微分型コイルのデ
カップリング配置の例を示す図である。FIG. 44 is a diagram showing an example of a decoupling arrangement of an adjacent loop coil and differential coil.
【図４５】隣接するループ型コイルと８字型コイルのデ
カップリング配置の例を示す図である。FIG. 45 is a diagram showing an example of a decoupling arrangement of an adjacent loop-type coil and an 8-shaped coil.
【図４６】隣接するループ型コイルと８字型コイルのデ
カップリング配置の別の例を示す図である。FIG. 46 is a diagram showing another example of the decoupling arrangement of an adjacent loop-type coil and an 8-shaped coil.
【図４７】隣接する微分型コイルと８字型コイルのデカ
ップリング配置の例を示す図である。FIG. 47 is a diagram showing an example of a decoupling arrangement of adjacent differential coils and 8-shaped coils.
【図４８】隣接する微分型コイルと８字型コイルのデカ
ップリング配置の別の例を示す図である。[Fig. 48] Fig. 48 is a diagram showing another example of the decoupling arrangement of the adjacent differential coil and the figure 8 coil.
【図４９】コイル間のデカップリングに用いるキャパシ
タンスのブリッジ回路の例を示す図である。FIG. 49 is a diagram showing an example of a capacitance bridge circuit used for decoupling between coils.
【図５０】キャパシタンスのブリッジ回路をコイル間に
結合した例を示す図である。FIG. 50 is a diagram showing an example in which a capacitance bridge circuit is coupled between coils.
【図５１】コイル間のデカップリングに用いるインダク
タンスのブリッジ回路の例を示す図である。FIG. 51 is a diagram showing an example of an inductance bridge circuit used for decoupling between coils.
【図５２】デカップリング用コイルを用いてコイル間の
デカップリングを行う例を示す図である。FIG. 52 is a diagram showing an example of performing decoupling between coils using a decoupling coil.
【図５３】表面コイルを、送信用コイルに対しデカップ
リングする方法の例を示す図である。FIG. 53 is a diagram showing an example of a method of decoupling a surface coil from a transmitting coil.
【図５４】送信用コイルを、表面コイルに対しデカップ
リングする方法の例を示す図である。FIG. 54 is a diagram showing an example of a method of decoupling a transmitting coil with respect to a surface coil.
【図５５】本発明の第４実施例に係る磁気共鳴装置用プ
ローブの回路構成例を示す図である。FIG. 55 is a diagram showing a circuit configuration example of a probe for a magnetic resonance apparatus according to the fourth embodiment of the present invention.
【図５６】平衡不平衡変換をバランにより行った例を示
す図である。FIG. 56 is a diagram showing an example of performing balun for balanced-unbalanced conversion.
【図５７】平衡不平衡変換の別の方法を示す図である。FIG. 57 is a diagram showing another method of balanced-unbalanced conversion.
【図５８】第４実施例の変形例に係る磁気共鳴装置用プ
ローブの回路構成例を示す図である。FIG. 58 is a diagram showing a circuit configuration example of a probe for a magnetic resonance apparatus according to a modification of the fourth embodiment.
【図５９】本実施例の他の変形例を示す図である。FIG. 59 is a diagram showing another modification of the present embodiment.
【図６０】コイルから整合回路を離して構成するための
従来例を示す図である。FIG. 60 is a diagram showing a conventional example for forming a matching circuit apart from a coil.
【図６１】受信コイルの構成を示す説明図である。FIG. 61 is an explanatory diagram showing a structure of a receiving coil.
６ 送信コイル ８ 受信用コイル ９ 被検体 １７ 表面コイル １８ プリアンプ １９ 信号ケーブル ２０ 電源ケーブル ２１ バラン ２２ 導体円筒 ２３ 同軸ケーブルの外側導体 ２４ 充填物質 ２５、５６ バラン ２７ インダクタンス素子 ３０ 表面コイル ３１ プリアンプ ３２ 同軸ケーブル ３３ 信号ケーブル ３４ 電源ケーブル ４１ プリアンプ ４２ 位相可変部 ４３ ゲイン調整部 ４４ 検波器 ４５ フィルタ ４６ ファントム ４７ デュプレクサ ４９ バルン ５０ 体腔 ５２ プローブコイル ５４ 同軸ケーブル ５８ コイル ５９ 磁場方向 ６１，〜６６ 多重同調表面コイル ６１ａ，〜６６ａ 周波数ｆａの信号を検出する表面コ
イル ６１ｂ，〜６６ｂ 周波数ｆｂの信号を検出する表面コ
イル ７１ａ，〜７６ａ ６１ａ，〜６６ａの表面コイルから
の信号を増幅するプリアンプ ７１ｂ，〜７６ｂ ６１ｂ，〜６６ｂの表面コイルから
の信号を増幅するプリアンプ １０１，１１１ ループ型コイル １０２，１１２ 微分型コイル １０３，１１３ ８字型コイル １２１ デカップリング用コイル １２２ クロスダイオード １２３ ピンダイオード １３３ 同軸線路 １３９ バラン6 Transmitting coil 8 Receiving coil 9 Subject 17 Surface coil 18 Preamplifier 19 Signal cable 20 Power cable 21 Balun 22 Conductor cylinder 23 Outer conductor of coaxial cable 24 Filling material 25, 56 Balun 27 Inductor 30 Surface coil 31 Preamplifier 32 Coaxial cable 33 signal cable 34 power cable 41 preamplifier 42 phase variable section 43 gain adjusting section 44 detector 45 filter 46 phantom 47 duplexer 49 balun 50 body cavity 52 probe coil 54 coaxial cable 58 coil 59 magnetic field direction 61, to 66 multiple tuning surface coil 61a, ~ 66a Surface coil 61b for detecting a signal of frequency fa, ~ 66b Surface coil for detecting a signal of frequency fb 71a, ~ 76a From surface coil of 61a, ~ 66a Preamplifiers 71b for amplifying signals 71b, ~ 76b 61b, preamplifiers for amplifying signals from surface coils of ~ 66b 101,111 Loop coils 102,112 Differential coils 103,113 Figure 8 coils 121 Decoupling coils 122 Cross diodes 123 pin diode 133 coaxial line 139 balun
Claims (4)
ミングで高周波磁場及び勾配磁場を印加し、これによっ
て発生した磁気共鳴信号を受信する磁気共鳴映像装置用
プローブにおいて、 前記信号検出手段は少なくとも受信用コイルと、受信信
号を増幅するプリアンプへの接続手段からなり、前記接
続手段のアース導体の少なくとも一部に、観測する磁気
共鳴信号の周波数において高インピーダンスとなる高イ
ンピーダンス部を設けることを特徴とする磁気共鳴映像
装置用プローブ。1. A probe for a magnetic resonance imaging apparatus which applies a high frequency magnetic field and a gradient magnetic field to a subject to which a static magnetic field has been applied at a predetermined timing, and receives a magnetic resonance signal generated by the high frequency magnetic field and the gradient magnetic field. At least a receiving coil and a connecting means to a preamplifier for amplifying the received signal, and at least a part of the earth conductor of the connecting means is provided with a high impedance portion having a high impedance at the frequency of the magnetic resonance signal to be observed. A unique magnetic resonance imaging probe.
ミングで高周波磁場及び勾配磁場を印加し、これによっ
て発生した磁気共鳴信号を受信する磁気共鳴映像装置用
プローブにおいて、 互いに直交する３方向への送信及び３方向からの受信を
行なう送受信コイルと、 前記各方向の送受信コイルから得られた磁気共鳴信号に
対し、当該プローブの置かれた方向に基づいて重み付け
処理を行ない、処理されたデータを基に磁気共鳴画像を
生成する手段と、を有することを特徴とする磁気共鳴映
像装置用プローブ。2. A magnetic resonance imaging apparatus probe for applying a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to a subject to which a static magnetic field has been applied at a predetermined timing, and receiving a magnetic resonance signal generated thereby, in three directions orthogonal to each other. And a receiving coil for performing transmission to and receiving from three directions, and magnetic resonance signals obtained from the transmitting and receiving coils in the respective directions are subjected to weighting processing based on the direction in which the probe is placed, and processed data. And a means for generating a magnetic resonance image based on the probe.
ミングで高周波磁場及び勾配磁場を印加し、これによっ
て発生した磁気共鳴信号を表面コイルを用いて受信し磁
気共鳴画像を生成する磁気共鳴映像装置において、 前記表面コイルは複数の周波数の磁気共鳴信号を検出す
る多重同調コイルであり、当該多重同調コイル内でのコ
イルどおしの相互結合、及び隣接するコイルどおしの相
互結合を防止する手段を具備したことを特徴とする磁気
共鳴映像装置。3. A magnetic resonance for generating a magnetic resonance image by applying a high frequency magnetic field and a gradient magnetic field to a subject to which a static magnetic field has been applied at a predetermined timing and receiving a magnetic resonance signal generated by this using a surface coil. In the image device, the surface coil is a multi-tuning coil that detects magnetic resonance signals of a plurality of frequencies, and the mutual coupling between coils within the multi-tuned coil and the mutual coupling between adjacent coils are performed. A magnetic resonance imaging apparatus comprising means for preventing.
を印加または被検体からの磁気共鳴信号を検出するコイ
ルとコンデンサ素子とで直列または並列共振回路を形成
するコイル部と、該コイル部に接続する同軸線路部と、
前記同軸線路部に接続するインピーダンス整合部とから
なる磁気共鳴映像装置用プローブにおいて、 前記コイル部と同軸線路部間、及び同軸線路部、及び同
軸線路とインピーダンス整合部間は平衡不平衡変換手段
を具備し、 前記コイル部と同軸線路部の接続部からコイル側を見た
インピーダンスが、同軸線路の特性インピーダンスより
低いことを特徴とする磁気共鳴映像装置用プローブ。4. A coil unit for forming a series or parallel resonance circuit with a coil and a capacitor for applying a high-frequency magnetic field to a subject placed in a static magnetic field or detecting a magnetic resonance signal from the subject, and the coil. The coaxial line part connected to the part,
A magnetic resonance imaging apparatus probe comprising an impedance matching section connected to the coaxial line section, wherein a balance-unbalance conversion means is provided between the coil section and the coaxial line section, and between the coaxial line section and between the coaxial line and the impedance matching section. A probe for a magnetic resonance imaging apparatus, characterized in that the impedance seen from the connecting portion between the coil portion and the coaxial line portion as viewed from the coil side is lower than the characteristic impedance of the coaxial line.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5049678A JPH06254071A (en) | 1993-03-10 | 1993-03-10 | Magnetic resonance video device and probe for magnetic resonance video device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5049678A JPH06254071A (en) | 1993-03-10 | 1993-03-10 | Magnetic resonance video device and probe for magnetic resonance video device |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06254071A true JPH06254071A (en) | 1994-09-13 |
Family
ID=12837839
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5049678A Pending JPH06254071A (en) | 1993-03-10 | 1993-03-10 | Magnetic resonance video device and probe for magnetic resonance video device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH06254071A (en) |
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003180659A (en) * | 2001-11-21 | 2003-07-02 | Koninkl Philips Electronics Nv | Rf coil system for magnetic resonance imaging device |
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| 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 |
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| JP2017213384A (en) * | 2012-09-25 | 2017-12-07 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | Magnetic resonance imaging device and transmission control method |
| CN112384818A (en) * | 2018-05-21 | 2021-02-19 | 海珀菲纳研究股份有限公司 | Radio frequency coil signal chain for low field MRI system |
-
1993
- 1993-03-10 JP JP5049678A patent/JPH06254071A/en active Pending
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