JP3170771B2 - 磁気共鳴イメージング装置用受信コイル - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置用受信コイルInfo
- Publication number
- JP3170771B2 JP3170771B2 JP25115391A JP25115391A JP3170771B2 JP 3170771 B2 JP3170771 B2 JP 3170771B2 JP 25115391 A JP25115391 A JP 25115391A JP 25115391 A JP25115391 A JP 25115391A JP 3170771 B2 JP3170771 B2 JP 3170771B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- irradiation
- coil
- receiving coil
- diodes
- cross
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴を利用して被
検体の所望箇所を画像化する磁気共鳴イメージング装置
における受信コイルに関するものである。
検体の所望箇所を画像化する磁気共鳴イメージング装置
における受信コイルに関するものである。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲ
Ｉ装置と記す）は、核磁気共鳴現象を利用して被検体中
の所望の検査部位における原子核スピンの密度分布、緩
和時間分布などを計測し、その計測データから被検体の
断面を画像表示するものである。
Ｉ装置と記す）は、核磁気共鳴現象を利用して被検体中
の所望の検査部位における原子核スピンの密度分布、緩
和時間分布などを計測し、その計測データから被検体の
断面を画像表示するものである。
【０００３】均一で強力な静磁場発生装置内に置かれた
被検体の原子核スピンは、静磁場の強さによって定まる
周波数（ラーモア周波数）で静磁場の方向を軸として歳
差運動を行う。そこで、このラーモア周波数に等しい周
波数の高周波パルスを外部より照射すると、前記スピン
が励起され、高いエネルギ状態に遷移する（核磁気共鳴
（ＮＭＲ）現象）。この照射を打ち切ると、スピンはそ
れぞれの状態に応じた時定数で元の低いエネルギ状態に
戻り、この時に外部に電磁波（磁気共鳴信号＝ＮＭＲ信
号）を放出する。これをその周波数に同調した高周波受
信コイルで検出する。この時、空間内に位置情報を付加
する目的で、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸方向の傾斜磁場を静磁場
空間に印加する。この結果、空間内の位置情報を周波数
情報として捕えることが可能である。
被検体の原子核スピンは、静磁場の強さによって定まる
周波数（ラーモア周波数）で静磁場の方向を軸として歳
差運動を行う。そこで、このラーモア周波数に等しい周
波数の高周波パルスを外部より照射すると、前記スピン
が励起され、高いエネルギ状態に遷移する（核磁気共鳴
（ＮＭＲ）現象）。この照射を打ち切ると、スピンはそ
れぞれの状態に応じた時定数で元の低いエネルギ状態に
戻り、この時に外部に電磁波（磁気共鳴信号＝ＮＭＲ信
号）を放出する。これをその周波数に同調した高周波受
信コイルで検出する。この時、空間内に位置情報を付加
する目的で、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸方向の傾斜磁場を静磁場
空間に印加する。この結果、空間内の位置情報を周波数
情報として捕えることが可能である。
【０００４】図２は、このようなＭＲＩ装置の全体構成
を示すブロック図で、この図に示すように、ＭＲＩ装置
は、静磁場発生磁石１０と、中央処理装置（以下、ＣＰ
Ｕという）１１と、シーケンサ１２と、送信系１３と、
傾斜磁場発生系１４と、受信系１５と、信号処理系１６
とからなる。
を示すブロック図で、この図に示すように、ＭＲＩ装置
は、静磁場発生磁石１０と、中央処理装置（以下、ＣＰ
Ｕという）１１と、シーケンサ１２と、送信系１３と、
傾斜磁場発生系１４と、受信系１５と、信号処理系１６
とからなる。
【０００５】上記静磁場発生磁石１０は、被検体６に強
く均一な静磁場を発生させるもので、上記被検体６の周
りのある広がりをもった空間に永久磁石方式又は常電導
方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されてな
る。上記シーケンサ１２は、ＣＰＵ１１の制御で動作
し、被検体６の断層画像のデータ収集に必要な種々の命
令を送信系１３及び傾斜磁場発生系１４並びに受信系１
５に送るものである。
く均一な静磁場を発生させるもので、上記被検体６の周
りのある広がりをもった空間に永久磁石方式又は常電導
方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されてな
る。上記シーケンサ１２は、ＣＰＵ１１の制御で動作
し、被検体６の断層画像のデータ収集に必要な種々の命
令を送信系１３及び傾斜磁場発生系１４並びに受信系１
５に送るものである。
【０００６】上記送信系１３は、高周波発生器１７と変
調器１８とパワーアンプ１９と送信側の照射コイル２０
とからなり、上記高周波発生器１７から出力された高周
波パルスをシーケンサ１２の命令に従って変調器１８で
変調し、この変調された照射パルスをパワーアンプ１９
で増幅した後に被検体６に近接して配置された照射コイ
ル２０に供給することにより、電磁波が被検体６に照射
されるようになっている。
調器１８とパワーアンプ１９と送信側の照射コイル２０
とからなり、上記高周波発生器１７から出力された高周
波パルスをシーケンサ１２の命令に従って変調器１８で
変調し、この変調された照射パルスをパワーアンプ１９
で増幅した後に被検体６に近接して配置された照射コイ
ル２０に供給することにより、電磁波が被検体６に照射
されるようになっている。
【０００７】上記傾斜磁場発生系１４は、Ｘ，Ｙ，Ｚの
３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル２１と、それぞれの
コイルを駆動する傾斜磁場電源２２とからなり、上記シ
ーケンサ１２からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾
斜磁場電源２２を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの３
軸方向の傾斜磁場ＧX，ＧY，ＧZを被検体６に印加する
ようになっている。この傾斜磁場の加え方により、被検
体６に対するスライス面を設定することができる。
３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル２１と、それぞれの
コイルを駆動する傾斜磁場電源２２とからなり、上記シ
ーケンサ１２からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾
斜磁場電源２２を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの３
軸方向の傾斜磁場ＧX，ＧY，ＧZを被検体６に印加する
ようになっている。この傾斜磁場の加え方により、被検
体６に対するスライス面を設定することができる。
【０００８】上記受信系１５は、受信コイル２とプリア
ンプ２３と直交位相検波器２４とＡ／Ｄ変換器２５とか
らなり、上記送信側の照射コイル２０から照射された電
磁波による被検体６の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被
検体６に近接して配置された受信コイル２で検出され、
プリアンプ２３及び直交位相検波器２４を介してＡ／Ｄ
変換器２５に入力してデジタル量に変換され、更に、シ
ーケンサ１２からの命令によるタイミングで直交位相検
波器２４によりサンプリングされた２系統の収集データ
とされ、その信号が信号処理系１６に送られるようにな
っている。この信号処理系１６は、ＣＰＵ１１と、磁気
ディスク２６及び光ディスク２７などの記録装置と、Ｃ
ＲＴなどのディスプレイ２８とからなり、上記ＣＰＵ１
１でフーリエ変換、補正係数計算、画像再構成などの処
理を行い、任意断面の信号強度分布あるいは複数の信号
に適当な演算を行って得られた分布（信号分布）を画像
化してディスプレイ２８に表示するようになっている。
なお図２において、照射コイル２０、受信コイル２及び
傾斜磁場コイル２１は、被検体６の周りの空間に配置さ
れた静磁場発生磁石１０の磁場空間内に配置されてい
る。
ンプ２３と直交位相検波器２４とＡ／Ｄ変換器２５とか
らなり、上記送信側の照射コイル２０から照射された電
磁波による被検体６の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被
検体６に近接して配置された受信コイル２で検出され、
プリアンプ２３及び直交位相検波器２４を介してＡ／Ｄ
変換器２５に入力してデジタル量に変換され、更に、シ
ーケンサ１２からの命令によるタイミングで直交位相検
波器２４によりサンプリングされた２系統の収集データ
とされ、その信号が信号処理系１６に送られるようにな
っている。この信号処理系１６は、ＣＰＵ１１と、磁気
ディスク２６及び光ディスク２７などの記録装置と、Ｃ
ＲＴなどのディスプレイ２８とからなり、上記ＣＰＵ１
１でフーリエ変換、補正係数計算、画像再構成などの処
理を行い、任意断面の信号強度分布あるいは複数の信号
に適当な演算を行って得られた分布（信号分布）を画像
化してディスプレイ２８に表示するようになっている。
なお図２において、照射コイル２０、受信コイル２及び
傾斜磁場コイル２１は、被検体６の周りの空間に配置さ
れた静磁場発生磁石１０の磁場空間内に配置されてい
る。
【０００９】このようなＭＲＩ装置では、被検体の解剖
学的構造の画像化の他に、パルス照射に異なったパルス
シーケンスを使用することによって、組織の性質に応じ
て強調状態の変化した画像を得ることもできる。これに
は、印加パルスのタイミングや照射レベルの制御が必要
であり、これらのパラメータの精度が重要である。
学的構造の画像化の他に、パルス照射に異なったパルス
シーケンスを使用することによって、組織の性質に応じ
て強調状態の変化した画像を得ることもできる。これに
は、印加パルスのタイミングや照射レベルの制御が必要
であり、これらのパラメータの精度が重要である。
【００１０】図３はＭＲＩ装置における高周波パルスの
照射、ＮＭＲ信号の受信の様子を簡単に示す図で、図示
するように、パルス照射時にはパワーアンプ１９につな
がれた照射コイル２０からラーモア周波数ｆ0の強力な
照射出力を被検体６に印加する。
照射、ＮＭＲ信号の受信の様子を簡単に示す図で、図示
するように、パルス照射時にはパワーアンプ１９につな
がれた照射コイル２０からラーモア周波数ｆ0の強力な
照射出力を被検体６に印加する。
【００１１】次に、受信時には被検体６より得られる微
弱なＮＭＲ信号を受信コイル２で検出し、プリアンプ２
３に入力する。それぞれのコイル２０，２は導体ループ
４と同調回路、主として共振容量３とから構成され、共
にラーモア周波数に同調している。また、照射と受信は
異なった時間で行われ、同時に行うことはない。
弱なＮＭＲ信号を受信コイル２で検出し、プリアンプ２
３に入力する。それぞれのコイル２０，２は導体ループ
４と同調回路、主として共振容量３とから構成され、共
にラーモア周波数に同調している。また、照射と受信は
異なった時間で行われ、同時に行うことはない。
【００１２】ところでこのように、照射と受信のコイル
２０，２は同じ周波数に同調した共振回路となってお
り、比較的接近して配置されるため、これらの結合が問
題となる。特に、照射コイル２０からの強力な照射出力
が直接受信系に混入すると、受信コイル２を構成する素
子やプリアンプ２３を破損させる結果となる。
２０，２は同じ周波数に同調した共振回路となってお
り、比較的接近して配置されるため、これらの結合が問
題となる。特に、照射コイル２０からの強力な照射出力
が直接受信系に混入すると、受信コイル２を構成する素
子やプリアンプ２３を破損させる結果となる。
【００１３】そこで従来、受信コイル２の同調回路に、
導体ループ４と直列接続され、前記照射コイル２０の照
射周波数に同調するＬＣ並列共振回路とそのＬ及びＣ間
に接続されたクロスダイオードとを備えてなる結合阻止
回路を設けたものがあった（特開昭６２−２９８３４４
号公報参照）。
導体ループ４と直列接続され、前記照射コイル２０の照
射周波数に同調するＬＣ並列共振回路とそのＬ及びＣ間
に接続されたクロスダイオードとを備えてなる結合阻止
回路を設けたものがあった（特開昭６２−２９８３４４
号公報参照）。
【００１４】これによれば、照射出力による電圧で前記
クロスダイオードは導通状態になり、ＬＣ並列共振回路
が共振して導体ループ４と共振容量３間は遮断され、受
信コイル２は照射周波数から離調し、受信系の回路部品
を破損から防ぐことができる。
クロスダイオードは導通状態になり、ＬＣ並列共振回路
が共振して導体ループ４と共振容量３間は遮断され、受
信コイル２は照射周波数から離調し、受信系の回路部品
を破損から防ぐことができる。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】この従来技術による結
合阻止は、照射出力の供給を受けて作用するため、これ
に充分な入力が得られることが前提になっている。すな
わち、クロスダイオードを導通状態にするだけの電圧が
受信コイル２に発生する必要がある。
合阻止は、照射出力の供給を受けて作用するため、これ
に充分な入力が得られることが前提になっている。すな
わち、クロスダイオードを導通状態にするだけの電圧が
受信コイル２に発生する必要がある。
【００１６】一般に高速なスイッチングを行うダイオー
ドは電流容量によって特性が異なり、比較的容量の大き
いダイオードは図４（ａ）に示すようにターンオンする
電圧（順方向電圧降下ＶＦ）が１Ｖ付近と大きく、導通
状態のオン抵抗は小さい特性をもつ。これに対して電流
容量の小さいダイオードは図４（ｂ）に示すように０．
３Ｖ程度の低いＶＦでターンオンするが、導通状態のオ
ン抵抗は大きく、Ｖ−Ｉ特性の傾斜が緩くなる。
ドは電流容量によって特性が異なり、比較的容量の大き
いダイオードは図４（ａ）に示すようにターンオンする
電圧（順方向電圧降下ＶＦ）が１Ｖ付近と大きく、導通
状態のオン抵抗は小さい特性をもつ。これに対して電流
容量の小さいダイオードは図４（ｂ）に示すように０．
３Ｖ程度の低いＶＦでターンオンするが、導通状態のオ
ン抵抗は大きく、Ｖ−Ｉ特性の傾斜が緩くなる。
【００１７】従来、前記結合阻止に使用するクロスダイ
オードは照射時の大きな電流に耐えるために、また阻止
効率を高めるために、オン抵抗の小さい大容量ダイオー
ド（図４（ａ）の特性をもつダイオード）を選択して使
用していた。
オードは照射時の大きな電流に耐えるために、また阻止
効率を高めるために、オン抵抗の小さい大容量ダイオー
ド（図４（ａ）の特性をもつダイオード）を選択して使
用していた。
【００１８】このようなダイオードは、先に述べたよう
にＶＦが大きく、高レベルの照射出力に対する受信コイ
ル２の保護という点では満足できた。しかし、被検体６
への照射パルスのパルスシーケンスによっては比較的低
レベルの照射出力を用いるものがある。この場合には、
受信コイル２に発生する電圧は低くなり、充分な結合阻
止作用が期待できず、受信コイル２からの結合輻射によ
って励起パワーが変化し、高精度に制御できないという
問題があった。
にＶＦが大きく、高レベルの照射出力に対する受信コイ
ル２の保護という点では満足できた。しかし、被検体６
への照射パルスのパルスシーケンスによっては比較的低
レベルの照射出力を用いるものがある。この場合には、
受信コイル２に発生する電圧は低くなり、充分な結合阻
止作用が期待できず、受信コイル２からの結合輻射によ
って励起パワーが変化し、高精度に制御できないという
問題があった。
【００１９】ＭＲＩ装置では、この励起パワーレベルの
精度が重要であり、これが不十分であるとＳＮ比の低
下、スライス特性の劣化、画像強調状態の変化といった
問題が生じるもので、従来、この点についての改善が要
望されていた。
精度が重要であり、これが不十分であるとＳＮ比の低
下、スライス特性の劣化、画像強調状態の変化といった
問題が生じるもので、従来、この点についての改善が要
望されていた。
【００２０】本発明の目的は、従来技術での結合阻止の
低レベル照射時における動作の不完全性を改善し、低レ
ベル照射時においても、すなわち低レベル照射時から高
レベル照射時にわたって良好な画像を得ることができる
ＭＲＩ装置用受信コイルを提供することにある。
低レベル照射時における動作の不完全性を改善し、低レ
ベル照射時においても、すなわち低レベル照射時から高
レベル照射時にわたって良好な画像を得ることができる
ＭＲＩ装置用受信コイルを提供することにある。
【００２１】
【課題を解決するための手段】低レベル照射時における
前述問題点は、結合阻止用のクロスダイオードのＶＦが
大きいことに起因している。そこで本発明では、このＶ
Ｆが大きいクロスダイオードに、もう一組の、ＶＦの小
さいダイオードによるクロスダイオードを並列接続して
特性を改善し、前述問題点に対処した。
前述問題点は、結合阻止用のクロスダイオードのＶＦが
大きいことに起因している。そこで本発明では、このＶ
Ｆが大きいクロスダイオードに、もう一組の、ＶＦの小
さいダイオードによるクロスダイオードを並列接続して
特性を改善し、前述問題点に対処した。
【００２２】すなわち上記目的は、照射コイルから被検
体に照射パルスを印加することにより被検体より放出す
る磁気共鳴信号を検出するもので、導体ループと同調回
路からなり、その同調回路には、前記導体ループと直列
接続され、前記照射コイルの照射周波数に同調するＬＣ
並列共振回路とそのＬ及びＣ間に接続されたクロスダイ
オードとを備えてなる結合阻止回路をもつ磁気共鳴イメ
ージング装置用受信コイルにおいて、前記結合阻止回路
のクロスダイオードは２組並列接続され、そのうち一方
の組のクロスダイオードは、共にターンオン電圧が大き
く、導通状態のオン抵抗が小さい特性をもつ１対のダイ
オードからなり、他方の組のクロスダイオードは、共に
ターンオン電圧が小さく、導通状態のオン抵抗が大きい
特性をもつ１対のダイオードからなることにより達成さ
れる。
体に照射パルスを印加することにより被検体より放出す
る磁気共鳴信号を検出するもので、導体ループと同調回
路からなり、その同調回路には、前記導体ループと直列
接続され、前記照射コイルの照射周波数に同調するＬＣ
並列共振回路とそのＬ及びＣ間に接続されたクロスダイ
オードとを備えてなる結合阻止回路をもつ磁気共鳴イメ
ージング装置用受信コイルにおいて、前記結合阻止回路
のクロスダイオードは２組並列接続され、そのうち一方
の組のクロスダイオードは、共にターンオン電圧が大き
く、導通状態のオン抵抗が小さい特性をもつ１対のダイ
オードからなり、他方の組のクロスダイオードは、共に
ターンオン電圧が小さく、導通状態のオン抵抗が大きい
特性をもつ１対のダイオードからなることにより達成さ
れる。
【００２３】
【作用】図４（ａ），（ｂ）に示す２種類のダイオード
を並列接続した場合の合成特性は、図４（ｃ）中の実線
に示すようにＶＦが小さく、電流容量は大きく、オン抵
抗が小さいという理想的な特性となる。
を並列接続した場合の合成特性は、図４（ｃ）中の実線
に示すようにＶＦが小さく、電流容量は大きく、オン抵
抗が小さいという理想的な特性となる。
【００２４】結合阻止回路中の、並列接続された２組の
クロスダイオードのうち、一方の組を、ターンオン電圧
（ＶＦ）が大きく、導通状態のオン抵抗が小さい特性を
もたせ、他方の組を、ターンオン電圧（ＶＦ）が小さ
く、導通状態のオン抵抗が大きい特性をもたせることに
よって、全体として図４（ｃ）中の実線に示すような特
性をもつことになる。これにより、受信系の回路部品の
保護と、低レベル照射時から高レベル照射時にわたって
良好な画像を得ることとが可能になる。
クロスダイオードのうち、一方の組を、ターンオン電圧
（ＶＦ）が大きく、導通状態のオン抵抗が小さい特性を
もたせ、他方の組を、ターンオン電圧（ＶＦ）が小さ
く、導通状態のオン抵抗が大きい特性をもたせることに
よって、全体として図４（ｃ）中の実線に示すような特
性をもつことになる。これにより、受信系の回路部品の
保護と、低レベル照射時から高レベル照射時にわたって
良好な画像を得ることとが可能になる。
【００２５】
【実施例】以下、図面を参照して本発明の実施例を説明
する。図１は、本発明によるＭＲＩ装置用受信コイルの
一実施例を示す回路図である。図示するように本発明受
信コイル２は、基本的にはコイルを形成する導体ループ
４と同調回路を構成する共振容量３（３ａ，３ｂ，３
ｃ）からなる。導体ループ４のインダクタンスと共振容
量３のキャパシタンスでＮＭＲ信号周波数に同調した共
振回路をなしている。 共振容量３は、ここでは３つの
共振容量３ａ，３ｂ，３ｃからなり、そのうちの１つの
共振容量３ｂには可変容量ダイオード７が接続されてお
り、受信コイル２に印加される直流電圧によって同調周
波数を制御できるようになっている。可変容量ダイオー
ド７は逆バイアス電圧によって接合間容量が大きく変化
するもので、上記電圧が高いほど容量が低下する性質を
もった素子である。そこで、これを調整することによっ
て、最大感度となる共振周波数を信号周波数ｆ0に一致
させることができるのである。
する。図１は、本発明によるＭＲＩ装置用受信コイルの
一実施例を示す回路図である。図示するように本発明受
信コイル２は、基本的にはコイルを形成する導体ループ
４と同調回路を構成する共振容量３（３ａ，３ｂ，３
ｃ）からなる。導体ループ４のインダクタンスと共振容
量３のキャパシタンスでＮＭＲ信号周波数に同調した共
振回路をなしている。 共振容量３は、ここでは３つの
共振容量３ａ，３ｂ，３ｃからなり、そのうちの１つの
共振容量３ｂには可変容量ダイオード７が接続されてお
り、受信コイル２に印加される直流電圧によって同調周
波数を制御できるようになっている。可変容量ダイオー
ド７は逆バイアス電圧によって接合間容量が大きく変化
するもので、上記電圧が高いほど容量が低下する性質を
もった素子である。そこで、これを調整することによっ
て、最大感度となる共振周波数を信号周波数ｆ0に一致
させることができるのである。
【００２６】また、他の１つの共振容量３ａは導体ルー
プ４に直列に接続されており、またこの共振容量３ａに
はコイル５が並列接続されて、ＭＲＩ装置の照射周波数
に同調するＬＣ並列共振回路が形成されている。この場
合、共振容量３ａ及びコイル５の接続部の一方側には、
並列接続された２組のクロスダイオード１（１ａ，１
ｂ）が挿入されており、これらにより、結合阻止回路１
００が構成されている。上記コイル５のインダクタンス
Ｌと共振容量３ａ（Ｃ）とによるＬＣ並列共振回路がＭ
ＲＩ装置の照射周波数に同調しており、受信コイル２に
混入した照射出力でクロスダイオード１がターンオンす
ると前記ＬＣは並列共振状態となり、高いインピーダン
スで受信コイル２を遮断するように働く。
プ４に直列に接続されており、またこの共振容量３ａに
はコイル５が並列接続されて、ＭＲＩ装置の照射周波数
に同調するＬＣ並列共振回路が形成されている。この場
合、共振容量３ａ及びコイル５の接続部の一方側には、
並列接続された２組のクロスダイオード１（１ａ，１
ｂ）が挿入されており、これらにより、結合阻止回路１
００が構成されている。上記コイル５のインダクタンス
Ｌと共振容量３ａ（Ｃ）とによるＬＣ並列共振回路がＭ
ＲＩ装置の照射周波数に同調しており、受信コイル２に
混入した照射出力でクロスダイオード１がターンオンす
ると前記ＬＣは並列共振状態となり、高いインピーダン
スで受信コイル２を遮断するように働く。
【００２７】これにより、強力な照射出力から受信コイ
ル２の回路部品やこれに接続されいる前記プリアンプ２
３など、受信系の回路部品を破損から防ぐことができ
る。また、受信されるＮＭＲ信号は非常に微弱である
が、このＮＭＲ信号受信時には結合阻止回路１００はク
ロスダイオード１によって遮断されており、ＮＭＲ信号
受信に何ら悪影響を及ぼすことはない。
ル２の回路部品やこれに接続されいる前記プリアンプ２
３など、受信系の回路部品を破損から防ぐことができ
る。また、受信されるＮＭＲ信号は非常に微弱である
が、このＮＭＲ信号受信時には結合阻止回路１００はク
ロスダイオード１によって遮断されており、ＮＭＲ信号
受信に何ら悪影響を及ぼすことはない。
【００２８】ここで本発明では、並列接続された２組の
クロスダイオード１のうちの一方の組のクロスダイオー
ド１ａは、共に電流容量の大きい、すなわちターンオン
電圧が大きく、導通状態のオン抵抗が小さい特性をもつ
１対のダイオードからなり、他方の組のクロスダイオー
ド１ｂは、共に電流容量の小さい、すなわちターンオン
電圧が小さく、導通状態のオン抵抗が大きい特性をもつ
１対のダイオードからなる。
クロスダイオード１のうちの一方の組のクロスダイオー
ド１ａは、共に電流容量の大きい、すなわちターンオン
電圧が大きく、導通状態のオン抵抗が小さい特性をもつ
１対のダイオードからなり、他方の組のクロスダイオー
ド１ｂは、共に電流容量の小さい、すなわちターンオン
電圧が小さく、導通状態のオン抵抗が大きい特性をもつ
１対のダイオードからなる。
【００２９】したがって、このクロスダイオード１の特
性は、順方向電圧降下ＶＦが小さく、電流容量は大き
く、オン抵抗が小さいという理想的な特性（図４（ｃ）
中の実線に示す特性）となる。この結果、結合阻止回路
１００はいかなる照射レベルにおいても確実な結合阻止
動作をすることになる。
性は、順方向電圧降下ＶＦが小さく、電流容量は大き
く、オン抵抗が小さいという理想的な特性（図４（ｃ）
中の実線に示す特性）となる。この結果、結合阻止回路
１００はいかなる照射レベルにおいても確実な結合阻止
動作をすることになる。
【００３０】
【発明の効果】以上述べたように本発明によれば、照射
時の受信系の回路部品の保護及び低照射レベル時の結合
輻射の問題を解決することができ、低い照射レベルから
高い照射レベルまで正確に励起パワーを被検体に印加す
ることが可能となる。これにより、各種パルスシーケン
スにおけるＳＮ比を改善し、スライス特性を向上し、望
まれる強調状態を正確に実現できて良好なＭＲＩ画像を
得ることができ、しかもそれが従来構成に１組のクロス
ダイオードを追加するだけで済むなどの効果がある。
時の受信系の回路部品の保護及び低照射レベル時の結合
輻射の問題を解決することができ、低い照射レベルから
高い照射レベルまで正確に励起パワーを被検体に印加す
ることが可能となる。これにより、各種パルスシーケン
スにおけるＳＮ比を改善し、スライス特性を向上し、望
まれる強調状態を正確に実現できて良好なＭＲＩ画像を
得ることができ、しかもそれが従来構成に１組のクロス
ダイオードを追加するだけで済むなどの効果がある。
【図１】本発明によるＭＲＩ装置用受信コイルの一実施
例を示す回路図である。
例を示す回路図である。
【図２】ＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図であ
る。
る。
【図３】ＭＲＩ装置における高周波パルスの照射、ＮＭ
Ｒ信号の受信の様子を示す図である。
Ｒ信号の受信の様子を示す図である。
【図４】ダイオードの特性説明図である。
１ ２組のクロスダイオード １ａ，１ｂ クロスダイオード ２ 受信コイル ３，３ａ，３ｂ，３ｃ 共振容量 ４ 導体ループ ５ コイル ６ 被検体 ７ 可変容量ダイオード ２０ 照射コイル １００ 結合阻止回路
Claims (1)
- 【請求項１】 照射コイルから被検体に照射パルスを印
加することにより被検体より放出する磁気共鳴信号を検
出するもので、導体ループと同調回路からなり、その同
調回路には、前記導体ループと直列接続され、前記照射
コイルの照射周波数に同調するＬＣ並列共振回路とその
Ｌ及びＣ間に接続されたクロスダイオードとを備えてな
る結合阻止回路をもつ磁気共鳴イメージング装置用受信
コイルにおいて、前記結合阻止回路のクロスダイオード
は２組並列接続され、そのうち一方の組のクロスダイオ
ードは、共にターンオン電圧が大きく、導通状態のオン
抵抗が小さい特性をもつ１対のダイオードからなり、他
方の組のクロスダイオードは、共にターンオン電圧が小
さく、導通状態のオン抵抗が大きい特性をもつ１対のダ
イオードからなることを特徴とする磁気共鳴イメージン
グ装置用受信コイル。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP25115391A JP3170771B2 (ja) | 1991-09-30 | 1991-09-30 | 磁気共鳴イメージング装置用受信コイル |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP25115391A JP3170771B2 (ja) | 1991-09-30 | 1991-09-30 | 磁気共鳴イメージング装置用受信コイル |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0584228A JPH0584228A (ja) | 1993-04-06 |
| JP3170771B2 true JP3170771B2 (ja) | 2001-05-28 |
Family
ID=17218467
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP25115391A Expired - Fee Related JP3170771B2 (ja) | 1991-09-30 | 1991-09-30 | 磁気共鳴イメージング装置用受信コイル |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3170771B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP7321487B2 (ja) * | 2018-09-13 | 2023-08-07 | 国立研究開発法人理化学研究所 | 磁気共鳴測定装置 |
-
1991
- 1991-09-30 JP JP25115391A patent/JP3170771B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0584228A (ja) | 1993-04-06 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4833409A (en) | Apparatus for dynamically disabling an NMR field coil | |
| US20030088181A1 (en) | Method of localizing an object in an MR apparatus, a catheter and an MR apparatus for carrying out the method | |
| JP4625834B2 (ja) | Ｒｆ表面共振器 | |
| JP4806494B2 (ja) | 減結合磁気共鳴ｒｆ受信コイル | |
| JP2007511331A (ja) | フェーズドアレイ膝部コイル | |
| Isaac et al. | A design for a double-tuned birdcage coil for use in an integrated MRI/MRS examination | |
| JPS61124854A (ja) | アンテナ装置 | |
| US6850067B1 (en) | Transmit mode coil detuning for MRI systems | |
| JP2012529953A (ja) | メモリスタを使用したｍｒｉｒｆコイル | |
| JPH0647017A (ja) | 動的に離調されるｒｆ体積コイル | |
| JP3170771B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置用受信コイル | |
| JP3502696B2 (ja) | Ｍｒｉ用ｒｆコイル | |
| JPS63270036A (ja) | 磁気共鳴イメ−ジング装置 | |
| JPS61154656A (ja) | Ｍｒｉトモグラフィ装置 | |
| JP3154002B2 (ja) | 直交受信方式の受信コイル及びこの受信コイルを用いた磁気共鳴イメージング装置 | |
| Aldemir | Optimization of coupled Class-E RF power amplifiers for a transmit array system in 1.5 T MRI | |
| JP2811352B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置の高周波コイル | |
| JP2767311B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置の高周波コイル | |
| JPH0246827A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH09238921A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH07265279A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH0243494B2 (ja) | ||
| JPH04288140A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置用高周波受信回路 | |
| JP3205061B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JPH04224735A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置用高周波変調器 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080323 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090323 Year of fee payment: 8 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |