JPH0998959A - Mri装置 - Google Patents
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- JPH0998959A JPH0998959A JP7257981A JP25798195A JPH0998959A JP H0998959 A JPH0998959 A JP H0998959A JP 7257981 A JP7257981 A JP 7257981A JP 25798195 A JP25798195 A JP 25798195A JP H0998959 A JPH0998959 A JP H0998959A
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Abstract
回路素子の製作、調整が容易なフェーズドアレイコイル
用のダンピング回路を有するMRI装置を提供。 【解決手段】フェーズドアレイ形のRFコイル20は複
数の表面コイル201,202を有する。ダンピング回
路211,212の各々は、表面コイル201,202
の夫々に個別に接続されたインピーダンスマッチング用
の複数の整合回路2111,2112と、整合回路21
11,2112の夫々に個別に接続された複数の線路長
変更可能な同軸ケーブル2121,2122と、同軸ケ
ーブル2121,2122の夫々に個別に接続された低
入力インピーダンスのプリアンプ2131,2132と
を備える。整合回路2111(2112)、同軸ケーブ
ル2121(2122)、及びプリアンプ2131(2
132)の全体が受信MR信号に並列共振するように同
軸ケーブル2121(2122)の線路長を設定。
Description
ング(MRI)や磁気共鳴スペクトロスコピー(MR
S)におけるRFコイルのダンピング回路に係り、とく
に受信専用の“Rhased Array Coil ”と呼ばれるRFコ
イルに採用できるプリアンプの低入力インピーダンスを
利用したダンピング回路に関する。
は、被検体が静磁場B0 中に置かれ、この被検体に撮影
断面決定用の傾斜磁場と伴に高周波磁場B1 が印加され
る。この高周波磁場B1 の印加に付勢されて被検体が発
生するMR信号は、位置情報付加用の傾斜磁場を印加し
ながら収集される。上記高周波磁場の被検体への送信及
び被検体からのMR信号の受信を担うのがRFコイルで
あり、MRI装置の磁石部内の被検体近傍に配設され
る。
Fコイルの感度を高めると伴に受信ノイズを最小に抑え
ることが極めて重要である。つまり、S/N比の高いこ
とがRFコイルに求められる重要な要件の一つになって
いる。
d of View )にわたって高S/N比のMR画像を得るた
めのRFコイルの1つとして、従来、複数個の表面コイ
ルと複数チャンネルの信号収集回路とを備えたフェーズ
ドアレイコイル(phasedarry coil)のユニットが知ら
れている(例えば、“The NMR Phased Array”,P.B.Ro
emer et al., Magn. Reson. Med. 16, 192 (1990),また
は“Volume Imag-ing with MR Phased Arrays”,Cecil
E.Hayes. et al., Magn. Reson. Med. 18, 309 (1991)
参照)。
問題となるのが複数の表面コイル相互間の磁気的カップ
リング(結合)である。この磁気的カップリングを無視
できるレベルまで抑えないと、高S/N比のコイルユニ
ットは実現できない。磁気的カップリングを抑制する一
手法として「プリダンプ」と呼ばれるダンピング回路が
ある。
て説明する。同図(a)には2つのRFコイル−1,2
を例示し、同図(b)にはその等価回路を示す。これら
の図において、I1 :RFコイル−1の高周波電流、I
2 :RFコイル−2の高周波電流、ei :被検体から誘
導されたMR信号電圧、ω:共振角周波数、C1 ,
C2 :RFコイル−1,−2のコンデンサ、R1 ,
R2 :RFコイル−1,−2の抵抗、L1 ,L2 :RF
コイル−1,−2のインダクタンス、M:相互インダク
タンス、eM1:起電圧(=jωMI2 )、eM2:起電圧
(=jωMI1 )、とすると、
を求めると、
ーダンスZが共振角周波数ωで高抵抗になると、RFコ
イル−2に対して磁気的結合Mによって誘導される起電
圧eM2が小さくなることが分る。つまり、このインピー
ダンスZがダンピング回路を成し、RFコイル−1から
RFコイル−2への磁気的カップリングを抑えることが
できる。インピーダンスZは、例えば電気的な並列共振
回路によって構成すればよい。
一例を説明する。
によれば、最適信号源インピーダンスが50[Ω]の低
雑音プリアンプをGaAsFETのソース接地回路で形
成すると、入力部分のインピーダンス変換回路により、
その入力インピーダンスRinが極端に小さくなる(Rin
<3[Ω])ことが報告されている。
が、信号源インピーダンスが50[Ω]で低雑音指数
(低Noise Figure)を呈するプリアンプが得られる。
を高めるために、コイルエレメントの途中の数個所にい
わゆる「短縮コンデンサ」を介挿させることが多い。
宜に組み合わせると、前述したCecil E.Hayes らが提案
している、ダンピング回路組込み形のフェーズドアレイ
コイルユニットが形成される。このコイルユニットの例
を図5、6に示す。
ズドアレイコイルユニットの内の一方のコイル対につい
ての詳細構造を示す。隣接する表面コイル10,11は
相互インダクタンスが零になるように互いに一部オーバ
ラップして配置されるとともに、各々の表面コイル10
(11)はチューニング用コンデンサC2 を利用して、
このコンデンサC2 及び集中定数型インダクタL2 並び
にλ/2波長の同軸ケーブル(λ/2ケーブル)12
(13)を順次介して低入力インピーダンスで低雑音指
数のプリアンプ14(15)に接続されている。プリア
ンプ14,15の入力インピーダンスRin,Rin′は、
共振角周波数ωにおいてλ/2ケーブル12,13を通
しても全く変化せず、共にRin,Rin′<3[Ω]のま
まであるから、図6の点線で囲んだ部分が共列共振回路
を形成する。つまり、コンデンサC2 とインダクタL2
とで並列共振回路を形成するように、集中定数型インダ
クタL2 が調整される。これにより、プリアンプ14
(15)の低入力インピーダンスを利用してRFコイル
のQ値を下げ、磁気的カップリングを低減する、という
「プリダンプ回路」が実現される。
た図6記載のフェーズドアレイコイルユニットによれ
ば、インダクタL2 とコンデンサC2 がMR信号受信時
の共振角周波数で並列共振する必要があるので、数値的
には、ω2 L2 C2 =1という条件を満たすように設定
せざるを得ない。このため、共振周波数f0 が63.9
MHz(=ω/2π、1.5TのMRI装置相当)の場
合、インダクタL2 のインダクタンス値が非常に低くな
ってしまい、殆んど集中定数型の電気素子のリード線相
当のインダクタンス・オーダになってしまうことから、
計算値を呈するインダクタL2 の製作自体が非常に難し
く、精度の悪いインダクタL2 になってしまうととも
に、そのインダクタンス値の調整も敏感過ぎて非常に難
しい。従って、フェーズドアレイコイルユニットのFO
Vは大きく且つS/N比も高いという条件が満たされ
ず、プリダンプ回路の機能の不十分さに起因するS/N
比の低下に因ってMR画像の画質が向上しないという問
題があった。
ための診断時のRFコイルの調整も難しい作業となる。
図6に示すプリダンプ回路の場合、「インダクタL2 を
接続しない状態でプリアンプからみたインピーダンスが
50[Ω]になるようにコンデンサC2 を調整する」、
次いで「インダクタL2 をコンデンサC2 と並列共振す
るように調整する」、次いで「プリアンプからみたイン
ピーダンスが50[Ω]になるようにコンデンサC2 を
再調整する」、次いで「インダクタL2 を再調整す
る」、という手順を繰り返してインダクタL2 及びコン
デンサC2 を最終調整値に漸近させるという手間の掛か
る調整作業を行わざるを得なかった。
なされたもので、フェーズドアレイコイルに求められて
いる大きなFOV且つ高S/N比の要件を充分に満足さ
せるとともに、回路素子の製作、調整が容易なフェーズ
ドアレイコイル用のダンピング回路を提供することを、
第1の目的とする。
間の磁気的干渉抑制用のプリアンプとの間に設ける整合
回路に改善を加え、信号源インピーダンスの調整と干渉
抑制のための電流抑圧の調整とを容易にすることを、第
2の目的とする。
を加えて、電流抑制のQ値を上げ、高い干渉抑制効果を
得ることを、さらに第3の目的とする。
るため、請求項1〜5記載のMRI装置では、被検体の
表面に沿って並置する複数のRFコイルを有するコイル
ユニットに接続され、かつ前記複数のRFコイル相互間
の磁気的結合を低減させるダンピング回路を備える。こ
のダンピング回路は、前記RFコイルの夫々に個別に接
続されたインピーダンスマッチング用の複数の整合回路
と、この複数の整合回路の夫々に個別に接続された複数
の線路長変更可能な同軸ケーブルと、この複数の同軸ケ
ーブルの夫々に個別に接続され且つ前記RFコイルの夫
々が受信したMR信号を検出する複数の低入力インピー
ダンスのプリアンプとを備え、前記複数のRFコイル夫
々の受信チャンネル毎に、前記MR信号の周波数に前記
整合回路、同軸ケーブル、及びプリアンプの全体が並列
共振するように当該同軸ケーブルの線路長を設定した。
これにより、いわゆるプリアンプを用いた「プリダンプ
回路」の機能が得られ、並列共振を起こさせるために従
来使用していた集中定数型のインダクタを使う必要が無
くなる。
項6〜10記載のMRI装置では、被検体に沿って並置
する複数のRFコイルを有するコイルユニットと前記複
数のRFコイル相互間の磁気的干渉低減の目的で使われ
るプリアンプとの間に介挿される整合回路を備える。こ
の整合回路を、前記プリアンプの最適信号源インピーダ
ンスに整合させるための調整可能な2個のコンデンサ
と、主コイルに流れる電流を抑圧する目的の可変または
固定値の1個のコンデンサとの合計3個のコンデンサに
よって構成したことを特徴とする。
求項11記載のMRI装置では、被検体の表面に沿って
あるいはその表面を囲むように並置する複数のRFコイ
ルを有するコイルアセンブリに接続され且つ前記複数の
RFコイル間の磁気的干渉低減を目的として使われるプ
リアンプを備える。このプリアンプを、このプリアンプ
の最適信号源インピーダンスZ0 に対してプリアンプ自
体の入力インピーダンスZinが、|Z0 |<|Zin|の
関係を満足するように形成したことを特徴とする。
係るMRI装置のRFコイルのダンピング回路を図1及
び図2に基づいて説明する。
(磁気共鳴イメージング)装置に組み込まれる受信専用
のRFコイル及びそのダンピング回路の構成を示す。
フェーズドアレイコイル(phasedarray coil )20が
採用されている。このフェーズドアレイコイル(以下、
単に「アレイコイル」と言う)20は、受信チャンネル
数分の複数(ここでは一例として2チャンネルとする)
の表面コイル201 ,202 を有し、この表面コイル2
01 ,202 が被検体Pの体表に沿って近接して並置さ
れる(但し、後述するプリダンプ回路の機能によってコ
イル同士を一部オーバラップさせて配置する必要はな
い)。
ループ状を成し、その途中1箇所又は複数箇所に集中定
数型要素の短縮コンデンサC1 が挿入され、共振周波数
が高められている。
を兼ねるダンピング回路部21が接続されている。この
ダンピング回路部21は前記2つの表面コイル201 ,
202 (つまり、受信チャンネル)に対応して個別に設
けられた2つのダンピング回路211 ,212 を備え
る。ダンピング回路211 ,212 の各々は、ここで
は、プリアンプの低入力インピーダンスを利用して表面
コイル201 (202)のQ値を下げ、表面コイル20
1 ,202 間の磁気的カップリングを低減させる、いわ
ゆる「プリダンプ回路」の構成を採っている。
々は、インピーダンスをチューニング及びマッチングさ
せるチューニング・マッチング回路2111 (21
12 )と、線路長が調整された同軸ケーブル212
1 (2122 )と、低入力インピーダンスのプリアンプ
2131 (2132 )とを備える。
2112 の夫々は、表面コイル201 (202 )のルー
プ内に挿入される集中定数型要素のチューニング用コン
デンサCT と、このコンデンサCT の両端に各々接続さ
れた集中定数型要素の2つの連動するマッチング用コン
デンサCM ,CM とを備える。
他端は同軸ケーブル2121 (2122 )の信号線及び
アース線に各々接続される。この同軸ケーブル21
21 ,2122 の線路長Dはダンピング回路211 ,2
12 の夫々が回路全体でMR信号の共振角周波数に対し
て電気的な並列共振を起こす長さに調整(又は設定)さ
れる。同軸ケーブル2121 ,2122 としては例え
ば、その長さを調整し易い可変同軸管(ライン・ストレ
ッチャーTM;ヒロセ電機)を用いてもよい。
他端はプリアンプ2131 (2132 )に接続されてい
る。このプリアンプ2131 ,2132 の入力インピー
ダンスRinは非常に低く、例えばRin<3[Ω]であ
り、また最適信号源インピーダンスがZc (ここでは5
0[Ω])で、低雑音指数のアンプとなっている。この
プリアンプ2131 ,2132 の出力側は図示しない
が、それぞれが独立した受信チャンネルを成し、表面コ
イル201 ,202 が受信したMR信号を独立して検波
し、フーリエ変換した後、コンピュータのソフトウェア
処理によってそれら2チャンネルの信号を“Sum of Squ
ares”の重み付け処理に付すようになっている。
2122 の線路長Dの決め方を説明する。
ダンスRinで最適信号源インピーダンスがZc (ほとん
どの場合、50[Ω])の低雑音プリアンプに、長さ=
D、特性インピーダンス=Zc の同軸ケーブル(無損失
と仮定する)を接続したとき、プリアンプとは反対側の
他端から同軸ケーブルを見たインピーダンスZは次式で
表わされる。
で、次式(6)に近似できる。
ブルの長さDに応じて変わるので、長さDを0〜λ
(λ:共振周波数での波長)の間で適切に選ぶと、任意
のリアクタンスを得ることができる。
は、上述の任意に設定可能なリアクタンスと「チェーニ
ング・マッチング回路」とが共振周波数に対して並列共
振回路となるようにすればよい。
ッチング回路2111 ,2112 のコンデンサCT 、C
M は従来から行われているのと同様の要領でZc =例え
ば50[Ω]にマッチング調整済みであるとする。また
プリアンプ2131 ,2132 の入力インピーダンスR
inは前述したように充分低い。
述の原理から、図1中の点線で囲ったダンピング回路2
11 ,212 の夫々が全体として並列共振を起こすよう
にすればよい。「長さDの同軸ケーブル2121 (21
22 )をプリアンプ2131(2132 )に接続したイ
ンピーダンス」をjXとおくと、
形すると、
ル2121 ,2122 が長さ調整される。
実装上の実際の線路長は、上記(8)式から求められる
長さDを基本とするものの、必ずしもその計算値Dに限
定されることなく、同軸ケーブルが低損失であれば実装
上の要求に応じて、半波長(λ/2)の整数倍の長さを
余分に加えた長さに設定してもよい。これにより、表面
コイル201 (202 )とプリアンプ2131 (213
2 )との間の距離を稼ぐことができる。
力インピーダンスは低抵抗である場合を説明したが、低
入力インピーダンスを意図して製作したプリアンプであ
っても、その入力段に挿入しているL,C回路から成る
インピーダンス変換回路の調整の難しさから、実際には
多少のリアクタンス分が残っている。そのような場合で
も、同軸ケーブルが呈する正又は負のリアクタンス分に
プリアンプのリアクタンス分を吸収させるようにその長
さDを決めればよい。
212 の作用効果を説明する。
のチューニングがとられ、このコンデンサCT とマッチ
ング用コンデンサCM ,CM とで表面コイル201 (2
02)のインピーダンスが50[Ω](=Zc )となる
ようにマッチングがとられる。その後、前述したように
ラーモア周波数で並列共振を起こす線路長Dに定めた、
特性インピーダンス=50[Ω](=Zc )の同軸ケー
ブル2121 ,2122 を接続する(又は、同軸ケーブ
ル2121 ,2122 の線路長Dを並列共振を起こす長
さに合わせる)。線路長Dが任意であっても同軸ケーブ
ル2121 ,2122 の特性インピーダンスZc は変わ
らないから、低雑音指数のプリアンプ2131 ,213
2 から見込んだ信号源インピーダンスは常にZc (=5
0[Ω])であることが保証される。つまり、「ノイズ
・フィギュア・マッチング」は常に最適状態に保持され
る。
R信号は複数の表面コイル201 ,202 で同時に独立
して受信される。MR信号のラーモア周波数で複数のダ
ンピング回路211 ,212 が各々並列共振状態になる
から、表面コイル201 ,202 間の磁気的カップリン
グに因る相手方からの誘導電流は抑制され、互いのコイ
ル間の磁気的カップリングは好適に遮断される。
たMR信号はその電圧変化としてプリアンプ2131 ,
2132 に各々検出される。プリアンプ2131 ,21
32の出力信号は各々、独立して検波、フーリエ変換さ
れた後、コンピュータのソフトウェアに拠って例えば
“Sum of Squares”の処理に付される。この結果、ノイ
ズはそのままのレベルでMR信号のみを強調(複数のコ
イル受信分を加算)する重み付け処理がなされ、この
後、MR画像の再構成処理に付される。
拠ってコイル相互の磁気的結合を殆んど消した状態で、
アレイコイル20を使ってMR信号を個別に受信できる
ことから、FOVは大きく、かつS/N比は単一の表面
コイルと同等の良好な値が得られる。
式のチューニング・マッチング回路の構成を変えずにそ
のままで適用できることから、従来のMRI装置への実
施も容易で、良好なプリダンプ回路の機能を発揮させる
ことができる。
のときの素子定数(L2 ,C2 )の調整の如く、最適信
号源インピーダンス及び並列共振状態を同時に確保せん
がため、それらの素子定数を漸近させながら何回も再調
整するという複雑で時間の掛かる手間が不要になる。そ
れは、僅かな回路要因でインダクタンスの値が大きく振
らつく集中定数型の低インダクタ(L2 )を使う必要が
無いからである。本実施例では、「チューニング・マッ
チング回路2111 ,2112 の調整」、次いで「同軸
ケーブル2121 ,2122 の長さ調整」の2段階で済
むから、プリダンプのためのRFコイル調整の手間が大
幅に簡素化され、検査者への負担が著しく軽減されると
ともに、患者スループットの向上も可能になる。
向の特性インピーダンスが常に所定値となるように精密
に製造されている。このため、任意値のインダクタンス
Lは、(5)式から
Dは
で正でも負でも必要なリアクタンスを得ることができ、
前述した集中定数型の低インダクタンスのインダクタ
(L2 )と等価なインダクタンスを正確に且つ簡単に得
ることができる。これによって、前述した同軸ケーブル
の長さ調整が正確且つ安定したものとなるから、前述し
たように高精度なプリダンプ回路の機能及び簡単且つ正
確なRFコイル調整を可能にしている。
の実施形態に係るMRI装置のRFコイルのダンピング
回路を示す。なお、このダンピング回路において前述し
た実施形態の構成要素と同一又は同等のものには同一の
符号を付してその説明を省略する。
2チャンネルの表面コイル201 ,202 から成るアレ
イコイル20に、受信経路を兼ねるダンピング回路部2
1が接続されている。ダンピング回路部21は表面コイ
ル201 ,202 各々に対応して独立したダンピング回
路211 ,212 を有しており、同図ではその一方の回
路211 のみについて詳細に示す。
ーニング・マッチング回路221、線路長D′の同軸ケ
ーブル222、及び低入力インピーダンスRin′のプリ
アンプ223(低雑音指数で、最適信号源インピーダン
スZc )を備える。
面コイル201 (202 )のループ内に直列に介挿され
た連動する2つの集中定数型のチューニング用コンデン
サCT ′、CT ′と、これらのコンデンサCT ′,
CT ′間に直列に介挿された1つの集中定数型のマッチ
ング用コンデンサCM ′とから成る。そしてマッチング
用コンデンサCM ′の両端から同軸ケーブル222が引
き出され、このケーブル222にプリアンプ223が接
続されている。
る。
ッチング後に、図3中の点線で囲んだ部分、すなわちマ
ッチング用コンデンサCM ′、同軸ケーブル222、及
びプリアンプ223の全体がMR信号受信時に並列共振
状態となることで、前述したプリダンプ機能を発揮さ
せ、表面コイル201 ,202 間の磁気的結合を抑制さ
せることができる。
をプリアンプに接続したときのインピーダンス」をj
X′とおくと、
まり、同軸ケーブル222の線路長をこの(10)式で計
算される値に調整することで、前述した図1,2の実施
形態と同等の作用効果を得ることができる。このよう
に、従来最も一般的な構成のチューニング・マッチング
回路221に対しても本発明のダンピング回路を容易に
付加することができ、従来のMRI装置に対するマイナ
ーチェンジで本発明を実施したMRI装置に転換させる
ことができる。
成する表面コイルの数を「2」(2チャンネル)として
説明してきたが、表面コイルは当然に「3」以上であっ
ても同様に実施できる。
るMRI装置のRFコイルを図7に基づき説明する。
1 は磁気共鳴信号を検出するための主コイルであり、C
1 は短縮コンデンサである。また、符号30は主コイル
が接続される整合回路を示す。整合回路30は伝送線路
31(例えば同軸ケーブル)を介してプリアンプ32に
接続されている。
ンデンサCT 、連動する2個の可変コンデンサCf 、C
f および連動する2個の可変コンデンサCM 、CM の3
種類のコンデンサ群よりなる。
コイルのチューニング、マッチング調製用のコンデンサ
で、RFコイルの共振周波数、出力インピーダンスを支
配的に調整する。これら2つの可変パラメータにより、
主コイルの等価直列抵抗r1はプリアンプ32の最適信
号源インピーダンスになるよう調整される。
るためにはチューニングコンデンサCT を含む並列共振
回路が形成されなければならないが、プリアンプ入力イ
ンピーダンスZin、伝送線路長l、およびマッチングコ
ンデンサCM の値はそれぞれ決まっているとすると、電
流抑圧回路、すなわち並列共振回路の共振周波数を調整
するためのパラメータが1つ不足してしまう。そこで、
図7の回路では、この問題を解決するために電流抑圧調
整用コンデンサとして、2連のコンデンサCfを用いる
ことができる。
用いると、電流抑圧が最大となる周波数fdampが磁気共
鳴周波数f0 に較べて低い周波数の場合、コンデンサC
f の容量を小さくした後、RFコイルの出力インピーダ
ンス、すなわちプリアンプの信号源となるインピーダン
スが最適となるようCT ,CM を微調し、再びfdampと
f0 とを比較する。未だfdamp<f0 であれば、Cf の
容量をさらに小さな値に変更し、RFコイルの出力イン
ピーダンスをCT ,CM で再調整する。fdampがf0 に
略一致するまでこの調整を繰り返すことによって最適信
号源インピーダンスを有し、かつ電流抑圧状態となる整
合回路の回路定数が決定される。
Cf の容量を大きくしていくことによって上述と同様に
調整可能である。
る。この一つに図8に示す実施形態が挙げられる。同図
の実施形態の整合回路30では、コンデンサCM が連動
する構成ではなく、1個のコンデンサよりなる。
では、整合回路30とプリアンプ32との間の伝送線路
を省略し、両者を直結させるようにしている。
て、図示していないが、整合回路30とプリアンプ32
の間にはバランと呼ばれる平衡・不平衡変換回路を挿入
するようにしてもよい。図7の回路では、そのようなバ
ランがなくても動作するように中性点を接地している。
路31(又は伝送線路側)とプリアンプ32との整合回
路30より見たインピーダンスはリアクタンス成分をも
っていることが、電流抑圧回路を形成する上での条件で
ある。実際の調整はCT ,CM を可変コンデンサとし、
Cf の可変コンデンサは、電流抑制調整後、この可変コ
ンデンサとおおよそ同じ容量の固定コンデンサに置き換
えることで電流抑圧回路の調整を済ませ、患者毎に
CT ,CM のみを微調整するだけで、RFコイル間の干
渉は十分に抑圧されている場合が多い。
CT ,CM ,Cf 全部をそれぞれ1個のコンデンサ素子
で構成した整合回路30も可能で、この一例を図10に
示す。これにより最も簡単な構成で、信号源インピーダ
ンスと電流抑圧回路の調整が可能になる。
実施形態を図11(a),(b)に基づき説明する。同
図(a)は従来の低入力インピーダンス回路、同図
(b)は意図的にZ0 <|Zin|となるように調整した
回路である。同図(a)のプリアンプでは通常、磁気共
鳴周波数において、容量性リアクタンス分XC が誘導性
リアクタンス分XL に略等しく(絶対値)、プリアンプ
は入力インピーダンスZinとして実部Rinのみを持つ。
このタイプのプリアンプを用いた場合、RFコイル間の
磁気的結合を抑制する電流抑圧回路はその整合回路の一
部にインダクタンスを追加しなければならなかった。こ
れに対し、図11(b)のプリアンプ回路では、リアク
タンス成分を持つように意図的に調整されていて、その
入力インピーダンスは虚部成分と実部成分の両方をも
つ。通常、プリアンプの入力回路のロスはインダクタの
ロスで決まるが、そのインダクタのロスは形状や大きさ
に依存する。プリアンプを実装するスペースは限られて
いることから、使用できるインダクタの大きさには通
常、一定の限度があり、図11(a),(b)で使うイ
ンダクタのQ値は大体同じになる。したがって、同図
(a)の従来のプリアンプ回路では余分なインダクタを
プリアンプの外部に追加しなければならなかったが、同
図(b)ではそのようなことはなく、電流抑圧回路内の
直接等価抵抗は小さくて済むので、電流抑圧効果は高く
なるという利点がある。
の発明に係るMRI装置のRFコイルのダンピング回路
は、フェーズドアレイコイルに対するプリダンプ回路で
あって、整合回路及び低入力インピーダンスのプリアン
プをつなぐ同軸ケーブルの長さを、その整合回路、同軸
ケーブル、及びプリアンプの全体が受信チャンネル毎に
MR信号受信時に並列共振するように設定したことか
ら、プリダンプ回路の機能を得ることができ、大きなF
OVを確保できるとともに、S/N比を単一RFコイル
と同等の高い値に確保でき、高品質のMR画像を再構成
できる。
RFコイルとプリアンプのNFマッチングは最適のまま
変わらないから、プリダンプ機能を得るために従来のよ
うに、極端に小さなインダクタンス値オーダのインダク
タを神経質に時間を掛けて調整しなければならないとい
う事態を回避できる。本発明によれば単に、「マッチン
グ調整」、次いで「同軸ケーブルの長さ調整」という二
段階の調整で済むから、従来に比べて調整作業が著しく
簡単化され且つ時間短縮されて、作業能率の向上及び作
業労力の軽減を図ることができる。
り、格別新規の構成部品を追加している訳ではなく、非
常に簡単な構成で済みことから、従来の殆んどの整合回
路に容易に適用できるという利点がある。
整合回路を、従来のように2つの可変(連動を含む)コ
ンデンサにより構成するのとは異なり、3つの可変コン
デンサ(連動を含む)により構成することで、3つの可
変インピーダンスを専ら必要とする、信号源インピーダ
ンスの調整と電流抑圧回路の調整とを容易に実現でき
る。可変コンデンサだけから回路が構成されるというこ
とは、Q値がコンデンサより通常低い固定または可変の
インダクタをもたないで済むことから、余計な損失が増
えないという利点がある。また、整合回路を中性点に対
してバランスさせて配置させておけば、平衡・不平衡変
換回路(バラン)が不要となり、その直結できる分だ
け、電流抑圧回路自体のQ値を無駄に下げないで済む。
のように|Z0 |<|Zin|を満足すると、高Q値のコ
ンデンサのみから構成された整合回路の損失は無視でき
るので、電流抑圧回路のQ値はプリアンプのQ値でほぼ
決まることになる。この場合、Zin=jXL +rinある
いはZin=−jXL +rinとすれば、この回路のQ値は
Q=XL /rinで与えられ、Zin>>1であるほど電圧
抑制回路のQ値は高くなり抑圧効果も高くなる。
ンピング回路の回路図。
ンピーダンス計算のための説明図。
ンピング回路の回路図。
ネルの表面コイルの回路図、(b)は同図(a)の等価
回路図。
置を示す説明図。
図。
図。
合回路の回路図。
す整合回路の回路図。
示す整合回路の回路図。
すための、(a)は従来のプリアンプ回路、(b)はそ
の実施形態の係るプリアンプ回路。
Claims (11)
- 【請求項1】 被検体の表面に沿って並置する複数のR
Fコイルを有するコイルユニットに接続され、かつ前記
複数のRFコイル相互間の磁気的結合を低減させるダン
ピング回路を備えたMRI装置において、 前記ダンピング回路は、前記RFコイルの夫々に個別に
接続されたインピーダンスマッチング用の複数の整合回
路と、この複数の整合回路の夫々に個別に接続された複
数の線路長変更可能な同軸ケーブルと、この複数の同軸
ケーブルの夫々に個別に接続され且つ前記RFコイルの
夫々が受信したMR信号を検出する複数の低入力インピ
ーダンスのプリアンプとを備え、 前記複数のRFコイル夫々の受信チャンネル毎に、前記
MR信号の周波数に前記整合回路、同軸ケーブル、及び
プリアンプの全体が並列共振するように当該同軸ケーブ
ルの線路長を設定したことを特徴とするMRI装置。 - 【請求項2】 前記同軸ケーブルの特性インピーダンス
及び前記整合回路の出力インピーダンスは前記プリアン
プの最適信号源インピーダンスと一致する値である請求
項1記載のMRI装置。 - 【請求項3】 前記同軸ケーブルの長さは、前記プリア
ンプの入力側からみたリアクタンス分を相殺して前記並
列共振を達成できる値である請求項2記載のMRI装
置。 - 【請求項4】 前記整合回路は、各一端が前記RFコイ
ルの所定位置2ケ所にそれぞれ分枝接続し且つ連動する
2つのマッチング用コンデンサを有し、このコンデンサ
の夫々の他端に前記同軸ケーブルの信号ライン及びアー
スラインを接続した構造である請求項1記載のMRI装
置。 - 【請求項5】 前記整合回路は、前記RFコイル中に介
挿された1つのマッチング用コンデンサを有し、このコ
ンデンサの両端に前記同軸ケーブルの信号ライン及びア
ースラインを接続した構造である請求項1記載のMRI
装置。 - 【請求項6】 被検体に沿って並置する複数のRFコイ
ルを有するコイルユニットと前記複数のRFコイル相互
間の磁気的干渉低減の目的で使われるプリアンプとの間
に介挿される整合回路を備えたMRI装置において、 前記整合回路を、前記プリアンプの最適信号源インピー
ダンスに整合させるための調整可能な2個のコンデンサ
と、主コイルに流れる電流を抑圧する目的の可変または
固定値の1個のコンデンサとの合計3個のコンデンサに
よって構成したことを特徴とするMRI装置。 - 【請求項7】 前記整合回路は、可変または固定の集中
定数型インダクタンスを含まない状態で、主コイルに流
れる電流を抑圧する目的で使用するプリアンプを含む並
列共振回路を有し、この並列共振回路のインダクタンス
成分を前記プリアンプ内部のインダクタンス成分により
賄われるように形成した請求項6記載のMRI装置。 - 【請求項8】 前記整合回路と前記プリアンプとの間を
つなぐ固定長の伝送線路を備え、前記プリアンプによる
電流抑圧の調整を前記整合回路のコンデンサの値を変え
ることにより実施するようにした請求項6記載のMRI
装置。 - 【請求項9】 前記整合回路と前記プリアンプとの間を
つなぐ伝送線路を備え、この伝送線路の長さを実効的に
零と見做せる値に形成し、前記整合回路とプリアンプと
が実質的に一体になるように構成した請求項6記載のM
RI装置。 - 【請求項10】 前記整合回路の3個のコンデンサの内
の1個以上を、1対の連動コンデンサにより形成した請
求請6記載のMRI装置。 - 【請求項11】 被検体の表面に沿ってあるいはその表
面を囲むように並置する複数のRFコイルを有するコイ
ルアセンブリに接続され且つ前記複数のRFコイル間の
磁気的干渉低減を目的として使われるプリアンプを備え
たMRI装置において、 前記プリアンプを、このプリアンプの最適信号源インピ
ーダンスZ0 に対してプリアンプ自体の入力インピーダ
ンスZinが、|Z0 |<|Zin|の関係を満足するよう
に形成したことを特徴とするMRI装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP7257981A JPH0998959A (ja) | 1995-10-04 | 1995-10-04 | Mri装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP7257981A JPH0998959A (ja) | 1995-10-04 | 1995-10-04 | Mri装置 |
Related Child Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2004127230A Division JP2004209297A (ja) | 2004-04-22 | 2004-04-22 | Mri装置 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH0998959A true JPH0998959A (ja) | 1997-04-15 |
Family
ID=17313894
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP7257981A Pending JPH0998959A (ja) | 1995-10-04 | 1995-10-04 | Mri装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH0998959A (ja) |
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2004298212A (ja) * | 2003-03-28 | 2004-10-28 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Rfコイルおよび磁気共鳴撮影装置 |
JP2010003628A (ja) * | 2008-06-23 | 2010-01-07 | Keio Gijuku | 燃料電池用測定装置および燃料電池システム |
JP2010516374A (ja) * | 2007-01-30 | 2010-05-20 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 整合回路網の伴わないrf信号用伝送ライン |
CN113534028A (zh) * | 2021-06-30 | 2021-10-22 | 中南大学湘雅二医院 | 一种皮肤专用表面相控阵接收线圈 |
-
1995
- 1995-10-04 JP JP7257981A patent/JPH0998959A/ja active Pending
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2004298212A (ja) * | 2003-03-28 | 2004-10-28 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Rfコイルおよび磁気共鳴撮影装置 |
JP4607430B2 (ja) * | 2003-03-28 | 2011-01-05 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Rfコイルおよび磁気共鳴撮影装置 |
JP2010516374A (ja) * | 2007-01-30 | 2010-05-20 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 整合回路網の伴わないrf信号用伝送ライン |
JP2010003628A (ja) * | 2008-06-23 | 2010-01-07 | Keio Gijuku | 燃料電池用測定装置および燃料電池システム |
CN113534028A (zh) * | 2021-06-30 | 2021-10-22 | 中南大学湘雅二医院 | 一种皮肤专用表面相控阵接收线圈 |
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