JPH0647018A - Magnetic resonance imaging device - Google Patents
Magnetic resonance imaging deviceInfo
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- JPH0647018A JPH0647018A JP4069846A JP6984692A JPH0647018A JP H0647018 A JPH0647018 A JP H0647018A JP 4069846 A JP4069846 A JP 4069846A JP 6984692 A JP6984692 A JP 6984692A JP H0647018 A JPH0647018 A JP H0647018A
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Abstract
Description
【0001】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴イメージング装
置に係り、特に、その受信系の改良に関するものであ
る。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus, and more particularly to improvement of its receiving system.
【0002】[0002]
【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置は、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部で受信するよう
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、
人体の任意個所における断層像を得るために広く利用さ
れている。そして、前記受信コイル部における磁気共鳴
信号の受信は、同調を利用して行うようになっている。
このため、前記受信コイルは、予め基準となる核磁気共
鳴を起こす共鳴周波数に同調するようにしておく必要が
ある。2. Description of the Related Art A magnetic resonance imaging apparatus is designed to cause nuclear magnetic resonance in atomic nuclei constituting a living tissue and receive a magnetic resonance signal generated by the magnetic resonance signal in a receiving coil section. Then, a so-called Fourier transform is performed on the received magnetic resonance signal to reconstruct an image,
It is widely used to obtain a tomographic image of any part of the human body. The reception of the magnetic resonance signal in the receiving coil unit is performed by using tuning.
Therefore, it is necessary to tune the receiving coil in advance to a resonance frequency that causes a nuclear magnetic resonance that serves as a reference.
【0003】したがって、このようなことから、従来の
受信コイル部は、図5のように構成されていた。同図に
おいて、まず、受信コイル1aがあり、この受信コイル
1aと並列に、インピーダンス整合容量2aと共振周波
数調整容量3aの直列接続体が接続されている。そし
て、前記共振周波数調整容量3aの両端から磁気共鳴信
号を図示しないプリアンプを介して取り出すようにして
いる。前記インピーダンス整合容量2aは、前記プリア
ンプとのインピーダンスの整合を図るための容量であ
る。また、前記インピーダンス整合容量2aおよび共振
周波数調整容量3aは、ともに可変できるものである
が、被検体が装置に収納されていない状態で調整された
ものであり、かつ、装置内に組み込まれたものであって
被検体が装置に収納されている状態では外部から調整で
きないようになっている。Therefore, from the above, the conventional receiving coil unit is constructed as shown in FIG. In the figure, first, there is a receiving coil 1a, and a series connection body of an impedance matching capacitance 2a and a resonance frequency adjusting capacitance 3a is connected in parallel with the receiving coil 1a. Then, the magnetic resonance signal is taken out from both ends of the resonance frequency adjusting capacitor 3a through a preamplifier (not shown). The impedance matching capacitance 2a is a capacitance for achieving impedance matching with the preamplifier. Further, both the impedance matching capacitance 2a and the resonance frequency adjusting capacitance 3a are variable, but they are adjusted in a state where the subject is not housed in the device and are incorporated in the device. Therefore, it cannot be adjusted from the outside while the subject is stored in the device.
【0004】さらに、前記共振周波数調整容量3aと並
列に可変容量5aが接続されている。この可変容量5a
はその両端に印加される電圧値によって任意に容量を可
変できるようになっている。装置に収納される被検体
は、その個人差によって、身体の厚みあるいは大きさの
異なることが原因で、共振点がずれてしまうのを前記可
変容量によって調整しょうとするものである。Further, a variable capacitor 5a is connected in parallel with the resonance frequency adjusting capacitor 3a. This variable capacitance 5a
The capacitance can be arbitrarily changed by the voltage value applied to both ends thereof. The subject to be accommodated in the device is intended to adjust the displacement of the resonance point due to the difference in thickness or size of the body due to the individual difference, by the variable capacitance.
【0005】そして、さらに、前記受信コイル1aとは
別の受信コイル1bが該受信コイル1aと直交して配置
されている。この受信コイル1bにおいても前記受信コ
イル1aと同様の回路構成となっており、インピーダン
ス整合容量2b、共振周波数調整容量3b、可変容量4
b、可変容量5bを備えたものとなっている。これら二
つの受信コイル1a、1bを備えるのは、それぞれの各
出力をそれぞれ別個のプリアンプで増幅した後、それら
を合成することによって感度を向上させようとしたもの
である。Further, a receiving coil 1b different from the receiving coil 1a is arranged orthogonal to the receiving coil 1a. The receiving coil 1b also has the same circuit configuration as the receiving coil 1a, and includes an impedance matching capacitance 2b, a resonance frequency adjusting capacitance 3b, and a variable capacitance 4.
b, a variable capacitor 5b. The two receiving coils 1a and 1b are provided in order to improve the sensitivity by amplifying the respective outputs with respective preamplifiers and then combining them.
【0006】[0006]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、このよ
うに構成された磁気共鳴イメージング装置の受信コイル
部は、可変容量ダイオード5a、5bの容量を調整する
制御系が一系統であったために、該可変容量ダイオード
5a、5bにはそれぞれ同一の値の電圧が印加されるよ
うになっていた。However, since the receiving coil section of the magnetic resonance imaging apparatus configured as described above has only one control system for adjusting the capacitances of the variable capacitance diodes 5a and 5b, The same voltage is applied to the capacitance diodes 5a and 5b.
【0007】このために、可変容量ダイオード5a、5
bの個体差による電圧対容量特性の違い、あるいは可変
容量ダイオード5a、5bと並列に接続されているイン
ピーダンス整合容量2a、2b、周波数調整容量3a、
3bとの容量比の差により、それぞれの受信コイル1
a、1bの共振周波数を同一にできず、これにより画像
の画質の向上が図れないといった問題点が残されてい
た。For this reason, the variable capacitance diodes 5a, 5
The difference in the voltage-capacitance characteristic due to the individual difference in b, or the impedance matching capacitors 2a and 2b and the frequency adjustment capacitor 3a, which are connected in parallel with the variable capacitance diodes 5a and 5b
Due to the difference in capacity ratio with 3b, each receiving coil 1
However, the resonance frequencies of a and 1b cannot be made the same, which causes a problem that the image quality of the image cannot be improved.
【0008】すなわち、図6に示すように、横軸に可変
容量ダイオード5a、5bに印加する電圧を、縦軸に周
波数をとった場合、それぞれの受信コイル1a、1bに
よってグラフの傾きが異なり、たとえばそれぞれの受信
コイル1a、1bを同一の周波数に同調させるにはそれ
ぞれの受信コイル1a、1b側に印加する電圧に電圧差
Vをもたせなければならないことになる。That is, as shown in FIG. 6, when the voltage applied to the variable capacitance diodes 5a and 5b is plotted on the horizontal axis and the frequency is plotted on the vertical axis, the inclinations of the graphs differ depending on the respective receiving coils 1a and 1b. For example, in order to tune the receiving coils 1a and 1b to the same frequency, it is necessary to give the voltage difference V to the voltage applied to the receiving coils 1a and 1b side.
【0009】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、その目的とするところのものは、それ
ぞれの受信コイルに印加する電圧を適当な値として各受
信コイルの共振周波数を同一にできるようにした磁気共
鳴イメージング装置を提供することにある。The present invention has been made in view of the above circumstances, and its object is to make the resonance frequency of each receiving coil the same with the voltage applied to each receiving coil being an appropriate value. Another object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of achieving the above.
【0010】[0010]
【課題を解決するための手段】このような目的を達成す
るために、本発明は、基本的には、複数の受信コイルと
これら各受信コイルにそれぞれ接続され電圧印加による
該電圧値に応じた容量変化がなされる可変容量を備えて
なり各受信コイルのそれぞれの出力を合成して出力感度
を向上させる磁気共鳴イメージング装置において、前記
可変容量のそれぞれに独立に電圧をその電圧値を変化さ
せて印加する手段と、それぞれの可変容量において変化
する電圧値に対して各受信コイルから最大の出力信号が
得られる際の該電圧値を検出する手段と、それぞれの可
変容量に前記検出手段によって検出された電圧値を印加
させて各受信コイルを駆動させる手段とを備えることを
特徴とするものである。In order to achieve such an object, the present invention basically provides a plurality of receiving coils and a plurality of receiving coils which are respectively connected to the respective receiving coils and respond to the voltage value by voltage application. In a magnetic resonance imaging apparatus comprising a variable capacitance whose capacitance is changed to improve the output sensitivity by combining the respective outputs of the respective receiving coils, by changing the voltage value independently of each of the variable capacitances. Means for applying, a means for detecting the voltage value when the maximum output signal is obtained from each receiving coil for a voltage value changing in each variable capacitance, and a detecting means for detecting the voltage value in each variable capacitance. And a means for driving each receiving coil by applying a different voltage value.
【0011】[0011]
【作用】このように構成した磁気共鳴イメージング装置
によれば、まず、複数の受信コイルにそれぞれ接続され
た可変容量にそれぞれ独立した状態で電圧をその電圧値
を変化させて印加するようにしたものである。これによ
って各受信コイルの周波数が変化し磁気共鳴周波数にな
ったことに伴う各受信コイルの出力の最大値における前
記可変容量に印加した電圧値が判ることになる。したが
って、それぞれの受信コイルにおける可変容量に該電圧
値の電圧を印加した状態にすることによって、それぞれ
の受信コイルの共振周波数を同一にすることができ、そ
れぞれの受信コイルを駆動させることによりそれぞれの
受信コイルの出力の合成値として最大のものが得られる
ようになる。According to the magnetic resonance imaging apparatus configured as described above, first, a voltage is applied to the variable capacitors respectively connected to the plurality of receiving coils by changing their voltage values independently of each other. Is. As a result, the voltage value applied to the variable capacitor at the maximum value of the output of each receiving coil when the frequency of each receiving coil changes and becomes the magnetic resonance frequency can be known. Therefore, the resonance frequency of each receiving coil can be made the same by applying the voltage of the voltage value to the variable capacitance in each receiving coil, and by driving each receiving coil, The maximum value of the combined output of the receiving coils can be obtained.
【0012】[0012]
【実施例】まず、図2は本発明による磁気共鳴イメージ
ング装置の全体構成を示すブロック説明図である。この
磁気共鳴イメージング装置は、大別すると、中央処理装
置(CPU)11と、シーケンサ12と、送信系13
と、静磁場発生磁石14と、受信系15と、信号処理系
16とを備えて構成されている。1 is a block diagram showing the overall construction of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention. This magnetic resonance imaging apparatus is roughly classified into a central processing unit (CPU) 11, a sequencer 12, and a transmission system 13.
A static magnetic field generating magnet 14, a receiving system 15, and a signal processing system 16.
【0013】中央処理装置(CPU)11は、予め定め
られたプログラムに従ってシーケンサ12、送信系1
3、受信系15、信号処理系16の各々を制御するもの
である。シーケンサ12は、中央処理装置11からの制
御指令に基づいて動作し、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、静磁場発生磁石
14の磁場勾配発生系21、受信系15に送るようにし
ている。The central processing unit (CPU) 11 includes a sequencer 12 and a transmission system 1 according to a predetermined program.
3, each of the receiving system 15 and the signal processing system 16 is controlled. The sequencer 12 operates based on a control command from the central processing unit 11 and transmits various commands necessary for collecting data of a tomographic image of the subject 6 to the transmission system 13 and the magnetic field gradient generation system 21 of the static magnetic field generation magnet 14. It is sent to the receiving system 15.
【0014】送信系13は、高周波発信器17と変調器
18と高周波コイル20aを有し、シーケンサ12の指
令により高周波発信器17からの高周波パルスを変調器
18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を介して増幅して高周波コイル20a
に供給することにより、所定のパルス状の電磁波を被検
体6に照射するようにしている。The transmission system 13 has a high-frequency oscillator 17, a modulator 18, and a high-frequency coil 20a. The high-frequency pulse from the high-frequency oscillator 17 is amplitude-modulated by the modulator 18 according to a command from the sequencer 12, and the amplitude is modulated. The high frequency pulse is amplified by the high frequency amplifier 19 and is amplified by the high frequency coil 20a.
Is supplied to the subject 6 so that the subject 6 is irradiated with a predetermined pulsed electromagnetic wave.
【0015】静磁場発生磁石14は、被検体6の回りに
任意の方向に均一な静磁場を発生させるためのものであ
る。この静磁場発生磁石14の内部には、高周波コイル
20aのほか、傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル2
1と、受信系15の受信コイルである高周波コイル20
b、20cが設置されている。傾斜磁場発生系14は互
いに直交するデカルト座標軸方向、すなわちX軸方向、
Y軸方向、およびZ軸方向にそれぞれ独立に傾斜磁場を
印加できる構成を有する傾斜磁場コイル21と傾斜磁場
コイルに電流を供給する傾斜磁場電源22と、傾斜磁場
電源22を制御するシーケンサ12により構成する。The static magnetic field generating magnet 14 is for generating a uniform static magnetic field around the subject 6 in an arbitrary direction. Inside the static magnetic field generating magnet 14, in addition to the high frequency coil 20a, a gradient magnetic field coil 2 for generating a gradient magnetic field is provided.
1 and a high frequency coil 20 which is a receiving coil of the receiving system 15.
b and 20c are installed. The gradient magnetic field generation system 14 has Cartesian coordinate axis directions orthogonal to each other, that is, the X-axis direction,
A gradient magnetic field coil 21 having a configuration capable of independently applying a gradient magnetic field in the Y-axis direction and a Z-axis direction, a gradient magnetic field power source 22 supplying a current to the gradient magnetic field coil, and a sequencer 12 controlling the gradient magnetic field power source 22. To do.
【0016】受信系15は、高周波コイル20bと該高
周波コイル20bに接続されたオペアンプ23aと直交
位相検波器24とA/D変換器25とを有し、被検体6
からNMR信号を高周波コイル20bが検出すると、そ
の信号をオペアンプ23a、直交位相検波器24、A/
D変換器25を介しデジタル量に変換するとともに、シ
ーケンサ12からの指令によるタイミングで直交位相検
波器24によってサンプリングされた二系列の収集デー
タに変換して中央処理装置11に送るようにしている。
なお、前記高周波コイル20bにはアンプ29aを介し
て電圧が印加されるようになっており、この電圧は高周
波コイル20b内に組み込まれている図示しない可変容
量ダイオードに印加されるようになっている。The receiving system 15 has a high-frequency coil 20b, an operational amplifier 23a connected to the high-frequency coil 20b, a quadrature phase detector 24 and an A / D converter 25.
When the high frequency coil 20b detects the NMR signal from the signal, the signal is detected by the operational amplifier 23a, the quadrature detector 24,
The digital amount is converted through the D converter 25, and at the timing according to a command from the sequencer 12, converted into two series of collected data sampled by the quadrature phase detector 24 and sent to the central processing unit 11.
A voltage is applied to the high frequency coil 20b via an amplifier 29a, and this voltage is applied to a variable capacitance diode (not shown) incorporated in the high frequency coil 20b. .
【0017】また、前記高周波コイル20bと直交して
配置される高周波コイル20cがある。そして、該高周
波コイル20cに接続されたオペアンプ23bと直交位
相検波器24とA/D変換器25とを有し、被検体6か
らNMR信号を高周波コイル20cが検出すると、その
信号をオペアンプ23b、直交位相検波器24、A/D
変換器25を介しデジタル量に変換するとともに、シー
ケンサ12からの指令によるタイミングで直交位相検波
器24によってサンプリングされた二系列の収集データ
に変換して中央処理装置11に送るようにしている。な
お、前記高周波コイル20cにはアンプ29bを介して
電圧が印加されるようになっており、この電圧は高周波
コイル20c内に組み込まれている図示しない可変容量
ダイオードに印加されるようになっている。Further, there is a high frequency coil 20c arranged orthogonal to the high frequency coil 20b. Further, it has an operational amplifier 23b connected to the high-frequency coil 20c, a quadrature phase detector 24 and an A / D converter 25, and when the high-frequency coil 20c detects an NMR signal from the subject 6, the signal is detected by the operational amplifier 23b, Quadrature detector 24, A / D
The data is converted into a digital amount through the converter 25, and converted into two series of collected data sampled by the quadrature phase detector 24 at a timing according to a command from the sequencer 12 and sent to the central processing unit 11. A voltage is applied to the high frequency coil 20c through an amplifier 29b, and this voltage is applied to a variable capacitance diode (not shown) incorporated in the high frequency coil 20c. .
【0018】ここで、高周波コイル20b、および高周
波コイル20cの詳細な構成を図1を用いて説明する。
同図において、まず、受信コイル1aがあり、この受信
コイル1aと並列に、インピーダンス整合容量2aと共
振周波数調整容量3aの直列接続体が接続されている。
そして、前記共振周波数調整容量3aの両端から磁気共
鳴信号を図示しないプリアンプを介して取り出すように
している。前記インピーダンス整合容量2aは、前記プ
リアンプとのインピーダンスの整合を図るための容量で
ある。また、前記インピーダンス整合容量2aおよび共
振周波数調整容量3aは、ともに可変できるものである
が、被検体が装置に収納されていない状態で調整された
ものであり、かつ、装置内に組み込まれたものであって
被検体が装置に収納されている状態では外部から調整で
きないようになっている。Here, detailed configurations of the high frequency coil 20b and the high frequency coil 20c will be described with reference to FIG.
In the figure, first, there is a receiving coil 1a, and a series connection body of an impedance matching capacitance 2a and a resonance frequency adjusting capacitance 3a is connected in parallel with the receiving coil 1a.
Then, the magnetic resonance signal is taken out from both ends of the resonance frequency adjusting capacitor 3a through a preamplifier (not shown). The impedance matching capacitance 2a is a capacitance for achieving impedance matching with the preamplifier. Further, both the impedance matching capacitance 2a and the resonance frequency adjusting capacitance 3a are variable, but they are adjusted in a state where the subject is not housed in the device and are incorporated in the device. Therefore, it cannot be adjusted from the outside while the subject is stored in the device.
【0019】さらに、前記共振周波数調整容量3aと並
列に可変容量5aが接続されている。この可変容量5a
はその両端に印加される電圧値によって任意に容量を可
変できるようになっている。装置に収納される被検体
は、その個人差によって、身体の厚みあるいは大きさの
異なることが原因で、共振点がずれてしまうのを前記可
変容量によって調整しょうとするものである。Further, a variable capacitor 5a is connected in parallel with the resonance frequency adjusting capacitor 3a. This variable capacitance 5a
The capacitance can be arbitrarily changed by the voltage value applied to both ends thereof. The subject to be accommodated in the device is intended to adjust the displacement of the resonance point due to the difference in thickness or size of the body due to the individual difference, by the variable capacitance.
【0020】そして、さらに、前記受信コイル1aとは
別の受信コイル1bが該受信コイル1aと直交して配置
されている。この受信コイル1bにおいても前記受信コ
イル1aと同様の回路構成となっており、インピーダン
ス整合容量2b、共振周波数調整容量3b、可変容量4
b、可変容量5bを備えたものとなっている。Further, a receiving coil 1b different from the receiving coil 1a is arranged orthogonal to the receiving coil 1a. The receiving coil 1b also has the same circuit configuration as the receiving coil 1a, and includes an impedance matching capacitance 2b, a resonance frequency adjusting capacitance 3b, and a variable capacitance 4.
b, a variable capacitor 5b.
【0021】中央処理装置11からは、電圧がその電圧
値を変化させてアンプ29aを介して可変容量ダイオー
ド4a、5aに印加されるようになっている。そして、
中央処理装置11は、この際における受信コイル1aか
らの出力を逐次検出するとともに最大の出力信号が得ら
れる際の該電圧値を検出するようになっている。そし
て、その後、中央処理装置11は、受信コイル1aが最
大の出力信号が得られる際の該電圧値を印加させた状態
で受信コイル1aを駆動させるようになっている。この
ような中央処理装置11の動作は、高周波コイル20c
側においても同様になされるようになっている。From the central processing unit 11, the voltage is applied to the variable capacitance diodes 4a and 5a through the amplifier 29a by changing the voltage value. And
The central processing unit 11 sequentially detects the output from the receiving coil 1a at this time and also detects the voltage value when the maximum output signal is obtained. After that, the central processing unit 11 drives the receiving coil 1a in a state where the voltage value at the time when the receiving coil 1a obtains the maximum output signal is applied. The operation of the central processing unit 11 as described above is performed by the high frequency coil 20c.
The same is done on the side.
【0022】すなわち、中央処理装置11におけるこの
ような動作は、図3のフロチャートに示すようになって
いる。同図において、That is, such operation in the central processing unit 11 is as shown in the flowchart of FIG. In the figure,
【0023】ステップ1. 高周波コイル20bに供給
電圧(たとえば最初は0V)をΔVだけ加算して印加す
る。 Step 1. A supply voltage (for example, 0 V at the beginning) is added by ΔV and applied to the high frequency coil 20b.
【0024】ステップ2. ステップ1で印加した電圧
で前記高周波コイル20bが検出する出力信号を検出す
る。 Step 2. The output signal detected by the high frequency coil 20b is detected by the voltage applied in step 1.
【0025】ステップ3. ステップ2で検出した出力
信号の出力値をメモリに記憶する。 Step 3. The output value of the output signal detected in step 2 is stored in the memory.
【0026】ステップ4. 高周波コイル20bに印加
している供給電圧が所定の電圧値であるか否かを判定す
る。所定の電圧値でない場合はステップ1.に戻り高周
波コイル20bへの供給電圧をさらにΔVだけ加算して
上述したステップを繰り返す。所定の電圧値である場合
は次のステップに進む。 Step 4. It is determined whether the supply voltage applied to the high frequency coil 20b has a predetermined voltage value. If it is not the predetermined voltage value, step 1. Then, the voltage supplied to the high frequency coil 20b is further increased by ΔV and the above steps are repeated. If it is a predetermined voltage value, proceed to the next step.
【0027】ステップ5. 前記メモリに記憶されてい
る出力信号値からその最大値に対応した印加電圧を検出
する。 Step 5. The applied voltage corresponding to the maximum value is detected from the output signal value stored in the memory.
【0028】ステップ6. ステップ5で検出した印加
電圧を高周波コイル20bに印加する。 Step 6. The applied voltage detected in step 5 is applied to the high frequency coil 20b.
【0029】ステップ7. 高周波コイル20cに対し
ても同様の操作(ステップ1.ないしステップ6.)を
行う。 Step 7. The same operation (steps 1 to 6) is performed on the high frequency coil 20c.
【0030】ステップ8. 受信を開始する。 Step 8. Start receiving.
【0031】さらに、信号処理系16は、磁気ディスク
26、磁気テープ27等の外部記憶装置と、CRT等か
らなるディスプレイ28とを有し、受信系15からのデ
ータが中央処理装置11に入力されると、該中央処理装
置11が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その
結果の被検体6の所望の断面像をディスプレイ28に表
示するとともに、外部記憶装置の磁気ディスク26等に
記憶する。Further, the signal processing system 16 has an external storage device such as a magnetic disk 26 and a magnetic tape 27, and a display 28 such as a CRT, and the data from the receiving system 15 is input to the central processing unit 11. Then, the central processing unit 11 executes processing such as signal processing and image reconstruction, displays a desired sectional image of the subject 6 as a result thereof on the display 28, and displays it on the magnetic disk 26 or the like of the external storage device. Remember.
【0032】上述した実施例のように構成した磁気共鳴
イメージング装置によれば、まず、各受信コイル1a、
1bにそれぞれ接続された可変容量ダイオード5a、5
bにそれぞれ独立した状態で電圧をその電圧値を変化さ
せて印加するようにしたものである。これによって各受
信コイル1a、1bの周波数が変化し磁気共鳴周波数に
なったことに伴う各受信コイル1a、1bの出力の最大
値における前記可変容量ダイオード5a、5bに印加し
た電圧値が判ることになる。したがって、それぞれの受
信コイル1a、1bにおける可変容量ダイオード5a、
5bに該電圧値の電圧を印加した状態にすることによっ
て、それぞれの受信コイル1a、1bの共振周波数を同
一にすることができ、それぞれの受信コイル1a、1b
を駆動させることによりそれぞれの受信コイル1a、1
bの出力の合成値として最大のものが得られるようにな
る。According to the magnetic resonance imaging apparatus constructed as in the above-described embodiment, first, each receiving coil 1a,
Variable capacitance diodes 5a, 5 respectively connected to 1b
The voltage is applied to b independently of each other by changing its voltage value. As a result, the voltage value applied to the variable capacitance diodes 5a, 5b at the maximum value of the output of each receiving coil 1a, 1b due to the change of the frequency of each receiving coil 1a, 1b to the magnetic resonance frequency can be known. Become. Therefore, the variable capacitance diodes 5a in the respective receiving coils 1a and 1b,
By applying a voltage of the voltage value to 5b, the resonance frequencies of the receiving coils 1a and 1b can be made the same, and the receiving coils 1a and 1b can be made to have the same resonance frequency.
By driving the respective receiving coils 1a, 1
The maximum combined value of the outputs of b can be obtained.
【0033】図4は、このような状態を示したグラフで
ある。高周波コイル23a、23bはそれぞれ特性が異
なっており、それぞれの高周波コイル23a、23bに
電圧値V1、V2を印加することによって、それぞれの高
周波コイル23a、23bはともに磁気共鳴周波数に同
調されることになる。FIG. 4 is a graph showing such a state. The high frequency coils 23a and 23b have different characteristics, and by applying voltage values V 1 and V 2 to the respective high frequency coils 23a and 23b, the respective high frequency coils 23a and 23b are tuned to the magnetic resonance frequency. It will be.
【0034】上述した実施例は、受信コイルを二個備え
たものについて説明したものであるが、これに限定され
ることはなく、それ以上備えたものにあっても適用でき
るものである。The above-described embodiment has been described with respect to the one having two receiving coils, but the present invention is not limited to this and can be applied to the one having more receiving coils.
【0035】[0035]
【発明の効果】以上説明したことから明らかなように、
本発明による磁気共鳴イメージング装置によれば、それ
ぞれの受信コイルに印加する電圧を適当な値として各受
信コイルの共振周波数を同一にすることができる。As is apparent from the above description,
According to the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, the resonance frequency of each receiving coil can be made the same by setting the voltage applied to each receiving coil to an appropriate value.
【図1】 本発明による磁気共鳴イメージング装置の一
実施例を示す説明図で、特に受信コイル部を示した構成
図である。FIG. 1 is an explanatory diagram showing an embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention, and is a configuration diagram particularly showing a receiving coil unit.
【図2】 本発明による磁気共鳴イメージング装置の一
実施例を示す概略構成図である。FIG. 2 is a schematic configuration diagram showing an embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
【図3】 本発明による磁気共鳴イメージング装置に組
み込まれるCPUの動作を示したフローチャートであ
る。FIG. 3 is a flowchart showing an operation of a CPU incorporated in the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
【図4】 本発明による磁気共鳴イメージング装置の効
果を示す説明図である。FIG. 4 is an explanatory diagram showing an effect of the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
【図5】 従来の磁気共鳴イメージング装置における受
信コイル部の一例を示した構成図である。FIG. 5 is a configuration diagram showing an example of a receiving coil unit in a conventional magnetic resonance imaging apparatus.
【図6】 従来の磁気共鳴イメージング装置の問題点を
示した説明図である。FIG. 6 is an explanatory diagram showing a problem of a conventional magnetic resonance imaging apparatus.
1a 受信コイル 1b 受信コイル 5a 可変容量ダイオード 5b 可変容量ダイオード 23a オペアンプ 23b オペアンプ 1a receiving coil 1b receiving coil 5a variable capacitance diode 5b variable capacitance diode 23a operational amplifier 23b operational amplifier
Claims (1)
それぞれ接続され電圧印加による該電圧値に応じた容量
変化がなされる可変容量を備えてなり各受信コイルのそ
れぞれの出力を合成して出力感度を向上させる磁気共鳴
イメージング装置において、前記可変容量のそれぞれに
独立に電圧をその電圧値を変化させて印加する手段と、
それぞれの可変容量において変化する電圧値に対して各
受信コイルから最大の出力信号が得られる際の該電圧値
を検出する手段と、それぞれの可変容量に前記検出手段
によって検出された電圧値を印加させて各受信コイルを
駆動させる手段とを備えることを特徴とする磁気共鳴イ
メージング装置。1. A plurality of receiving coils and a variable capacitor which is connected to each of these receiving coils and whose capacitance is changed according to the voltage value when a voltage is applied. The output of each receiving coil is synthesized. In a magnetic resonance imaging apparatus for improving sensitivity, means for applying a voltage independently to each of the variable capacitors by changing its voltage value,
Means for detecting the voltage value when the maximum output signal is obtained from each receiving coil for the voltage value changing in each variable capacitance, and applying the voltage value detected by the detection means to each variable capacitance And a means for driving each receiving coil.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP4069846A JPH0647018A (en) | 1992-02-19 | 1992-02-19 | Magnetic resonance imaging device |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP4069846A JPH0647018A (en) | 1992-02-19 | 1992-02-19 | Magnetic resonance imaging device |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH0647018A true JPH0647018A (en) | 1994-02-22 |
Family
ID=13414585
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP4069846A Pending JPH0647018A (en) | 1992-02-19 | 1992-02-19 | Magnetic resonance imaging device |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH0647018A (en) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
KR100343217B1 (en) * | 1996-10-05 | 2002-08-22 | 삼성전자 주식회사 | An automatic impedance matching apparatus for MRI and method thereof |
-
1992
- 1992-02-19 JP JP4069846A patent/JPH0647018A/en active Pending
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
KR100343217B1 (en) * | 1996-10-05 | 2002-08-22 | 삼성전자 주식회사 | An automatic impedance matching apparatus for MRI and method thereof |
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