JP3699222B2

JP3699222B2 - Quadrature synthesizer and MRI system

Info

Publication number: JP3699222B2
Application number: JP31776296A
Authority: JP
Inventors: 徹男荻野; 聡生角田
Original assignee: ジーイー横河メディカルシステム株式会社
Priority date: 1996-11-28
Filing date: 1996-11-28
Publication date: 2005-09-28
Anticipated expiration: 2016-11-28
Also published as: JPH10155761A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、クアドラチャ合成装置およびＭＲＩ装置に関し、さらに詳しくは、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置のクアドラチャコイル（quadrature coil）を他のＲＦ（Radio Frequency）コイルとデカップリング（decoupling）することができるクアドラチャ合成装置およびＭＲＩ装置に関する。特に、複数のクアドラチャコイルを並べてフェイズドアレイコイル（phased array coil）を構成する場合に有用である。
【０００２】
【従来の技術】
図６は、従来のＮＭＲ（Ｎuclear Ｍagnetic Ｒesonance ）信号伝送装置の一例を示す構成図である。
このＮＭＲ信号伝送装置５００において、一方向に配列されたＲＦコイル５１ａ，５１ｂ，…は、それぞれフェイズドアレイコイルの１チャネル分のＲＦコイルとして機能する。
前記ＲＦコイル５１ａのコンデンサ５２の一端には、当該コンデンサ５２の容量との共振周波数がＮＭＲ信号の周波数に略合うようにインダクタンスを定めた共振用インダクタ５３の一端を接続し、その共振用インダクタ５３の他端には前記ＮＭＲ信号の波長λに対し（λ／２）×ｎ（ｎは０又は自然数）の長さを有する同軸ケーブル５４の心線を接続し、前記コンデンサ５２の他端には前記同軸ケーブル５４の外部導体の一端を接続している。前記インダクタ５３の他端と前記コンデンサ５２の他端の間には、デカップリングダイオードＤが接続されている。
前記同軸ケーブル５４の心線の他端は、入力インピーダンスｒを有するアンプ５５の入力端子に接続している。前記アンプ５５の出力信号は、ＭＲＩ装置の本体の位相検波器などのＭＲＩ処理部（図示せず）へ送られる。
【０００３】
他のチャネル（ＲＦコイル５１ｂ，…）の構成は、上記第１チャネルの構成と同様である。
【０００４】
図示せぬ送信コイルからＲＦパルスを送信するときは、誘起電圧が大きいためデカップリングダイオードＤが導通状態になり、コンデンサ５２とインダクタ５３の並列共振が起る。これにより、前記送信コイルとＲＦコイル５１ａ，…とがデカップリングされる。
【０００５】
一方、ＮＭＲ信号を受信するときは、誘起電圧が小さいためデカップリングダイオードＤが遮断状態になる。そして、前記同軸ケーブル５４の長さを半波長（λ／２）のｎ倍とする上記条件より、図６の点Ａ，Ａ’から当該同軸ケーブル５４および前記アンプ５５の側を見たときのインピーダンスは、前記入力インピーダンスｒに等しくなる。したがって、図７に示すように、前記インダクタ５３および入力インピーダンスｒの直列回路を前記コンデンサ５２に並列接続した等価回路が形成される。ところが、前記入力インピーダンスｒは一般に２〜３Ω程度と比較的小さいため、実用上十分大きなＱ値（Quality factor）で並列共振が起る。これにより、ＲＦコイル５１ａ，５１ｂ，…間が相互にデカップリングされる。
【０００６】
図８は、従来のクアドラチャ合成装置の一例を示す構成図である。
このクアドラチャ合成装置６００において、所定の並びに配列されたクアドラチャコイル１ａ，１ｂ，…は、それぞれフェイズドアレイコイルの１チャネル分のＲＦコイルとして機能する。
前記クアドラチャコイル１ａの第１コイル１ａ−１のコンデンサ２の両端には、適当な長さを有する同軸ケーブル６３の心線および外部導体の一端を接続し、他端をクアドラチャハイブリッド（Quadrature Hybrid）６の第１入力端子に接続している。
また、前記クアドラチャコイル１ａの第２コイル１ａ−２のコンデンサ７の両端には、適当な長さを有する同軸ケーブル６４の心線および外部導体の一端を接続し、他端をクアドラチャハイブリッド６の第２入力端子に接続している。
前記クアドラチャハイブリッド６の第１出力端子には、適当な長さを有する同軸ケーブル６５の心線および外部導体の一端を接続し、他端をアンプ１３の入力端子に接続している。
前記クアドラチャハイブリッド６の第２出力端子は、接地抵抗Ｒｇを介して接地されている。
第１コイル１ａ−１から取り出された第１信号と第２コイル１ａ−２から取り出された第２信号は、クアドラチャハイブリッド６で合成されてから、アンプ１３で増幅される。
【０００７】
他のチャネル（クアドラチャコイル１ｂ，…）の構成も、上記第１チャネルの構成と同様である。
【０００８】
なお、上記クアドラチャ合成装置６００においては、送信コイルとクアドラチャコイル１ａ，…間のデカップリングおよびクアドラチャコイル１ａ，１ｂ，…間のデカップリングについては考慮されていなかった。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
上記従来のクアドラチャ合成装置６００では、送信コイルとクアドラチャコイル１ａ，…間のデカップリングおよびクアドラチャコイル１ａ，１ｂ，…間のデカップリングについては考慮されていなかったため、カップリングを生じ、ＳＮＲ（Ｓignal to Ｎoise Ｒatio）が低下してしまう問題点があった。
そこで、送信コイルとＲＦコイル５１ａ，…間のデカップリングおよびＲＦコイル５１ａ，５１ｂ，…間のデカップリングを考慮した上記従来のＮＭＲ信号伝送装置５００の構成を適用することが考えられるが、この構成はＲＦコイル５１ａ，…とアンプ５５の間にクアドラチャハイブリッドを含まないことが前提となっているため、そのままではクアドラチャハイブリッドを含むクアドラチャ合成装置６００に適用することができない問題点があった。
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、クアドラチャハイブリッドを含むクアドラチャ合成装置において、送信コイルとクアドラチャコイル間およびクアドラチャコイル間をデカップリングすることができる構成を提供することを第１の目的とする。
また、本発明は、上記クアドラチャ合成装置を用いたＭＲＩ装置を提供することを第２の目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、本発明は、クアドラチャコイルの第１導出部および第２導出部からそれぞれ取り出した位相の異なる第１信号と第２信号とをクアドラチャハイブリッドを用いて合成してからアンプで増幅するクアドラチャ合成装置において、前記第１導出部に設けられた第１コンデンサの一端に第１端を接続し且つ当該第１コンデンサとの並列共振周波数がＮＭＲ信号の周波数に略合うようにインダクタンスを定めた第１共振用インダクタと、その第１共振用インダクタの第２端に一端を接続し且つ前記ＮＭＲ信号の波長λに対して（λ／２）×ｎ（ｎは０又は自然数）の長さを有する第１伝送路と、その第１伝送路の他端に第１端を接続すると共にクアドラチャハイブリッドの第１入力端子に第２端を接続し且つ第１端側インピーダンスが前記アンプの入力インピーダンスになり第２端側インピーダンスが前記クアドラチャハイブリッドの特性インピーダンスとなる第１インピーダンス変換回路と、前記第２導出部に設けられた第２コンデンサの一端に第１端を接続し且つ当該第２コンデンサとの並列共振周波数がＮＭＲ信号の周波数に略合うようにインダクタンスを定めた第２共振用インダクタと、その第２共振用インダクタの第２端に一端を接続し且つ前記ＮＭＲ信号の波長λに対して（λ／２）×ｍ（ｍは０又は自然数）の長さを有する第２伝送路と、その第２伝送路の他端に第１端を接続すると共にクアドラチャハイブリッドの第２入力端子に第２端を接続し且つ第１端側インピーダンスが前記アンプの入力インピーダンスになり第２端側インピーダンスが前記クアドラチャハイブリッドの特性インピーダンスとなる第２インピーダンス変換回路と、前記クアドラチャハイブリッドの第１出力端子に第１端を接続し且つ第１端側インピーダンスがクアドラチャハイブリッドの特性インピーダンスとなり第２端側インピーダンスが前記アンプの入力インピーダンスとなる第３インピーダンス変換回路と、その第３インピーダンス変換回路の第２端に一端を接続すると共に前記アンプの入力端子に他端を接続し且つ前記ＮＭＲ信号の波長λに対し（λ／２）×ｋ（ｋは０又は自然数）の長さを有する第３伝送路と、前記クアドラチャハイブリッドの第２出力端子を接地する接地回路とを具備したことを特徴とするクアドラチャ合成装置を提供する。
【００１１】
上記第１の観点によるクアドラチャ合成装置では、第１インピーダンス変換回路の第２端から第３インピーダンス変換回路の第１端までの間がクアドラチャハイブリッドの特性インピーダンスに整合されている。また、第１伝送路の第１端から第２端までの長さが（λ／２）×ｎであり、第３伝送路の第１端から第２端までの長さが（λ／２）×ｋである。このため、第１共振用インダクタの第２端からクアドラチャハイブリッド側を見たときのインピーダンスは、アンプの入力インピーダンスと等しくなる。同様に、第２共振用インダクタの第２端からクアドラチャハイブリッド側を見たときのインピーダンスは、アンプの入力インピーダンスと等しくなる。ここで、アンプの入力インピーダンスは小さいから、実質的に、第１コンデンサと第１共振用インダクタの並列共振回路が形成される。同様に、第２コンデンサと第２共振用インダクタの並列共振回路が形成される。これらの並列共振回路は、他のＲＦコイルとの相互誘導に起因する誘導起電力に対して極めて高インピーダンスとなる。従って、他のＲＦコイルとデカップリングすることが出来る。
【００１２】
第２の観点では、本発明は、クアドラチャコイルの第１導出部および第２導出部からそれぞれ取り出した位相の異なる第１信号と第２信号とをクアドラチャハイブリッドを用いて合成してからアンプで増幅するクアドラチャ合成装置において、前記第１導出部に設けられた第１コンデンサの一端に第１端を接続し且つ当該第１コンデンサとの並列共振周波数がＮＭＲ信号の周波数に略合うようにインダクタンスを定めた第１共振用インダクタと、その第１共振用インダクタの第２端からクアドラチャハイブリッド側を見たときのインピーダンスがアンプの入力インピーダンスと等しくなるように整合する第１のインピーダンス整合手段と、前記第２導出部に設けられた第２コンデンサの一端に第１端を接続し且つ当該第２コンデンサとの並列共振周波数がＮＭＲ信号の周波数に略合うようにインダクタンスを定めた第２共振用インダクタと、その第２共振用インダクタの第２端からクアドラチャハイブリッド側を見たときのインピーダンスがアンプの入力インピーダンスと等しくなるなるように整合する第２のインピーダンス整合手段とを具備したことを特徴とするクアドラチャ合成装置を提供する。
上記第２の観点の観点によるクアドラチャ合成装置では、第１のインピーダンス整合手段により、第１共振用インダクタの第２端からクアドラチャハイブリッド側を見たときのインピーダンスが、アンプの入力インピーダンスと等しくなるように整合する。同様に、第２のインピーダンス整合手段により、第２共振用インダクタの第２端からクアドラチャハイブリッド側を見たときのインピーダンスが、アンプの入力インピーダンスと等しくなるように整合する。ここで、アンプの入力インピーダンスは小さいから、実質的に、第１コンデンサと第１共振用インダクタの並列共振回路が形成される。同様に、第２コンデンサと第２共振用インダクタの並列共振回路が形成される。これらの並列共振回路は、他のＲＦコイルとの相互誘導に起因する誘導起電力に対して極めて高インピーダンスとなる。従って、他のＲＦコイルとデカップリングすることが出来る。
【００１３】
第３の観点では、本発明は、上記構成のクアドラチャ合成装置と、そのクアドラチャ合成装置により合成された信号に基づいてＭＲＩ画像を生成するＭＲＩ画像生成手段と、当該ＭＲＩ画像を表示するＭＲＩ画像表示手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
上記第３の観点によるＭＲＩ装置は、上記構成のクアドラチャ合成装置を用いたものなので、上記第１の観点および第２の観点と同じ作用を奏する。従って、ＭＲＩ装置におけるクアドラチャコイルを他のＲＦコイルと好適にデカップリングすることが出来る。
【００１４】
【発明の実施の形態】
以下、図に示す発明の実施形態により本発明をさらに詳細に説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。
【００１５】
図１は、本発明の一実施形態にかかるＭＲＩ装置を示す構成図である。
このＭＲＩ装置Ｓ１において、マグネットアセンブリ２１は、内部に被検体を挿入するための空間部分（孔）を有し、この空間部分を取りまくようにして、被検体に一定の主磁場を印加する主磁場コイルと、勾配磁場を発生するための勾配磁場コイル（勾配磁場コイルはｘ軸，ｙ軸，ｚ軸の各コイルを備えており、これらの組み合わせによりスライス軸，位相エンコード軸，リード軸が決まる）と、被検体内の原子核のスピンを励起するＲＦパルスを送信する送信コイル等が配置されている。主磁場コイル，勾配磁場コイル，送信コイルは、それぞれ主磁場電源２２，勾配磁場駆動回路２３，ＲＦ電力増幅器２４に接続されている。
計算機２５は、パルスシーケンスを作成しシーケンス記憶回路２６に渡す。
【００１６】
シーケンス記憶回路２６は、パルスシーケンスを記憶し、そのパルスシーケンスに基づいて勾配磁場駆動回路２３を操作し、マグネットアセンブリ２１の勾配磁場コイルから勾配磁場を発生させると共に、ゲート変調回路２７を操作し、ＲＦ発振回路２８の搬送波出力信号を所定タイミング・所定包絡線形状のパルス状信号に変調し、それをＲＦパルスとしてＲＦ電力増幅器２４に加え、ＲＦ電力増幅器２４でパワー増幅した後、前記マグネットアセンブリ２１の送信コイルに印加する。
【００１７】
クアドラチャ合成装置１００において、クアドラチャ合成回路Ｖ１は、クアドラチャコイル１ａ（又は１ｂ，…）の２つの導出部からそれぞれ取り出した位相の異なるＮＭＲ信号をクアドラチャ合成し、アンプ１３に入力する。一般に、クアドラチャコイルからは、９０°だけ位相のずれた２つのＮＭＲ信号を取り出すことができ、それらのＮＭＲ信号をクアドラチャ合成することで、信号成分に対するノイズ成分の割合を低減できる。アンプ１３は、合成された信号を増幅し、位相検波器２９に入力する。なお、クアドラチャ合成装置１００の構成および動作については、図２を参照して後で詳しく説明する。
【００１８】
位相検波器２９は、前記ＲＦ発振回路２８の搬送波出力信号を参照信号とし、前記アンプ１３から入力されたＮＭＲ信号を位相検波して、Ａ／Ｄ変換器３０に与える。Ａ／Ｄ変換器３０は、アナログ信号のＮＭＲ信号をディジタル信号のＭＲデータに変換し、計算機２５に入力する。
【００１９】
計算機２５は、Ａ／Ｄ変換器３０からＭＲデータを読み込み、位相補正演算や画像再構成演算を行い、ＭＲＩ画像を作成する。このＭＲＩ画像は、表示装置３１にて表示される。
また、計算機２５は、操作卓３２から入力された情報を受け取るなどの全体的な制御を受け持つ。
【００２０】
図２は、前記クアドラチャ合成装置１００を示す構成図である。
このクアドラチャ合成装置１００において、所定の並びに配列されたクアドラチャコイル１ａ，１ｂ，…は、それぞれフェイズドアレイコイルの１チャネル分のＲＦコイルとして機能する。
前記クアドラチャコイル１ａの第１コイル１ａ−１のコンデンサ２の一端には、当該コンデンサ２との共振周波数がＮＭＲ信号の周波数に略合うようにインダクタンスを定めた共振用インダクタ３の第１端を接続し、その共振用インダクタ３の第２端に前記ＮＭＲ信号の波長λに対して（λ／２）×ｎ（ｎは０又は自然数）の長さを有する同軸ケーブル４の心線の一端を接続し、当該同軸ケーブル４の外部導体の一端を前記コンデンサ２の他端に接続している。前記同軸ケーブル４の特性インピーダンスは、クアドラチャハイブリッド６の特性インピーダンスＺｏ（例えば５０Ω）と等しい。前記共振用インダクタ３の第２端と前記コンデンサ２の他端の間には、デカップリングダイオードＤを接続している。
前記同軸ケーブル４の心線および外部導体の他端は、第１端側インピーダンスがアンプ１３の入力インピーダンスｒになり第２端側インピーダンスがクアドラチャハイブリッド６の特性インピーダンスＺｏとなるインピーダンス変換回路５の第１端に接続し、そのインピーダンス変換回路５の第２端は前記クアドラチャハイブリッド６の第１入力端子に接続している。前記インピーダンス変換回路５の第２端と前記クアドラチャハイブリッド６の第１入力端子を結ぶ伝送路の長さは任意でよい。
【００２１】
また、前記クアドラチャコイル１ａの第２コイル１ａ−２のコンデンサ７の一端には、当該コンデンサ７との共振周波数がＮＭＲ信号の周波数に略合うようにインダクタンスを定めた共振用インダクタ８の第１端を接続し、その共振用インダクタ８の第２端に前記ＮＭＲ信号の波長λに対して（λ／２）×ｍ（ｍは０又は自然数）の長さを有する同軸ケーブル９の心線の一端を接続し、当該同軸ケーブル９の外部導体の一端を前記コンデンサ７の他端に接続している。前記同軸ケーブル９の特性インピーダンスは、クアドラチャハイブリッド６の特性インピーダンスＺｏと等しい。前記共振用インダクタ８の第２端と前記コンデンサ７の他端の間には、デカップリングダイオードＤが接続されている。
前記同軸ケーブル９の心線および外部導体の他端は、第１端側インピーダンスがアンプ１３の入力インピーダンスｒになり第２端側インピーダンスがクアドラチャハイブリッド６の特性インピーダンスＺｏとなるインピーダンス変換回路１０の第１端に接続し、そのインピーダンス変換回路１０の第２端は前記クアドラチャハイブリッド６の第２入力端子に接続している。前記インピーダンス変換回路１０の第２端と前記クアドラチャハイブリッド６の第２入力端子を結ぶ伝送路の長さは任意でよい。
【００２２】
前記クアドラチャハイブリッド６の第１出力端子には、第１端側インピーダンスが前記クアドラチャハイブリッド６の特性インピーダンスＺｏとなり第２端側インピーダンスが前記アンプ１３の入力インピーダンスｒとなるインピーダンス変換回路１１の第１端を接続し、そのインピーダンス変換回路１１の第２端に前記ＮＭＲ信号の波長λに対して（λ／２）×ｋ（ｋは０又は自然数）の長さを有する同軸ケーブル１２の心線および外部導体の一端を接続し、当該同軸ケーブル１２の他端を前記アンプ１３の入力端子に接続している。なお、前記クアドラチャハイブリッド６の第１出力端子と前記インピーダンス変換回路１１の第１端を結ぶ伝送路の長さは任意でよい。
前記クアドラチャハイブリッド６の第２出力端子は、接地抵抗Ｒｇ（例えば５０Ω）を介して接地されている。
【００２３】
第１コイル１ａ−１から取り出された第１信号と第２コイル１ａ−２から取り出された第２信号は、クアドラチャハイブリッド６で合成されてから、アンプ１３で増幅される。
【００２４】
他のチャネル（クアドラチャコイル１ｂ，…）の構成も、上記第１チャネルの構成と同様である。
【００２５】
図３は、前記インピーダンス変換回路５（１０）の回路図である。
このインピーダンス変換回路５（１０）は、インダクタ５０１，５０２の一端を第１端Ｔ１，Ｔ２とし、当該インダクタ５０１，５０２の他端間にコンデンサ５０３を接続し、それら他端を第２端Ｔ３，Ｔ４とした構成である。
前記インダクタ５０１，５０２のインダクタンスＬｍは、ＮＭＲ信号の角周波数をωとするとき、
Ｌｍ＝√｛r×（Zo−r）｝／｛2×ω｝
で定められる。
前記コンデンサ５０３の容量Ｃｍは、
Ｃｍ＝√｛（Zo−r）/r｝／｛ω×Zo｝
で定められる。
なお、前記インピーダンス変換回路１１は、前記インピーダンス変換回路５（１０）と同じ回路構成であるが、第１端と第２端とが逆となる。
【００２６】
図４は、前記クアドラチャハイブリッド６の回路図である。
このクアドラチャハイブリッド６は、コンデンサ６０１，６０２の一端をそれぞれ第１入力端子Ｐ１および第２入力端子Ｐ２とし、当該コンデンサ６０１の一端とコンデンサ６０２の他端間にインダクタ６０３を接続すると共に当該コンデンサ６０１の他端とコンデンサ６０２の一端間にインダクタ６０４を接続し、当該コンデンサ６０２，６０１の他端をそれぞれ第１出力端子Ｐａおよび第２出力端子Ｐｂとした構成である。
上記の回路構成により、クアドラチャハイブリッド６は、前記第１入力端子Ｐ１に入力された信号と，前記第２入力端子Ｐ２に入力された信号の９０°の位相差を解消してから両者を加算して得られるような信号を前記第１出力端子Ｐａまたは前記第２出力端子Ｐｂから出力することとなる（図２の例では、第１出力端子Ｐａから出力する）。
【００２７】
図２に戻り、マグネットアセンブリ２１（図１参照）の送信コイルからＲＦパルスを送信するときは、クアドラチャコイル１ａ，…における誘起電圧が大きいためデカップリングダイオードＤが導通状態になり、コンデンサ２とインダクタ３の並列共振およびコンデンサ７とインダクタ８の並列共振が起る。これにより、前記送信コイルとクアドラチャコイル１ａ，…とがデカップリングされる。
【００２８】
一方、ＮＭＲ信号を受信するときは、第１コイル１ａ−１における誘起電圧が小さいためデカップリングダイオードＤが遮断状態になる。そして、第１インピーダンス変換回路５の第２端から第３インピーダンス変換回路１１の第１端までの間がクアドラチャハイブリッド６の特性インピーダンスＺｏに整合されており、同軸ケーブル４の第１端から第２端までの長さが（λ／２）×ｎであり、同軸ケーブル１２の第１端から第２端までの長さが（λ／２）×ｋであるから、図２の点Ａ，Ａ’からクアドラチャハイブリッド６側を見たときのインピーダンスは、アンプ１３の入力インピーダンスｒと等しくなる。同様に、共振用インダクタ８の第２端からクアドラチャハイブリッド６側を見たときのインピーダンスは、アンプ１３の入力インピーダンスｒと等しくなる。そこで、図５に示すように、前記インダクタ３および入力インピーダンスｒの直列回路を前記コンデンサ２に並列接続した等価回路が形成される。ところが、前記入力インピーダンスｒは一般に２〜３Ω程度と比較的小さいため、実用上十分大きなＱ値で並列共振が起る。これにより、第１コイル１ａ−１が他のＲＦコイルとデカップリングされる。第２コイル１ａ−２についても同様である。従って、クアドラチャコイル１ａが他のクアドラチャコイル１ｂ，…とデカップリングされる。
他のクアドラチャコイル１ｂ，…についても同様である。
【００２９】
以上のＭＲＩ装置Ｓ１およびクアドラチャ合成装置１００によれば、送信コイルとクアドラチャコイル１ａ，…間およびクアドラチャコイル１ａ，１ｂ，…間をデカップリングすることが出来る。
【００３０】
【発明の効果】
本発明によれば、クアドラチャハイブリッドを含むクアドラチャ合成装置において、Ｑ値の高いデカップリング用並列共振回路をクアドラチャコイルに形成できるようになる。このため、他のコイルとの干渉を好適に防止し、ＳＮＲを向上することが出来る。
また、本発明によれば、ＭＲＩ装置において、上記クアドラチャ合成装置を用いることで、クアドラチャコイルを他のＲＦコイルと好適にデカップリングすることが出来る。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態にかかるＭＲＩ装置を示す構成図である。
【図２】図１のＭＲＩ装置におけるクアドラチャ合成装置を示す構成図である。
【図３】インピーダンス変換回路を示す回路図である。
【図４】クアドラチャハイブリッドの回路図である。
【図５】クアドラチャコイルに形成される並列共振回路を示す説明図である。
【図６】従来のＮＭＲ信号伝送装置の一例を示す構成図である。
【図７】ＲＦコイルに形成される並列共振回路を示す説明図である。
【図８】従来のクアドラチャ合成装置の一例を示す構成図である。
【符号の説明】
１００クアドラチャ合成装置
１ａ，１ｂクアドラチャコイル
１ａ−１，１ｂ−１第１コイル
１ａ−２，１ｂ−２第２コイル
２，７コンデンサ
３，８共振用インダクタ
４，９，１２同軸ケーブル
５，１０，１１インピーダンス変換回路
６クアドラチャハイブリッド
１３アンプ
２５計算機
２９位相検波器
３０Ａ／Ｄ変換器
３１表示装置
Ｄデカップリングダイオード
Ｒｇ接地抵抗
Ｓ１ＭＲＩ装置
Ｖ１クアドラチャ合成回路[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a quadrature synthesizer and an MRI apparatus, and more specifically, a quadrature coil of an MRI (Magnetic Resonance Imaging) apparatus can be decoupled from another RF (Radio Frequency) coil. The present invention relates to a quadrature synthesis apparatus and an MRI apparatus. In particular, it is useful when a plurality of quadrature coils are arranged to form a phased array coil.
[0002]
[Prior art]
FIG. 6 is a block diagram showing an example of a conventional NMR (Nuclear Magnetic Resonance) signal transmission apparatus.
In the NMR signal transmission device 500, the RF coils 51a, 51b,... Arranged in one direction function as RF coils for one channel of the phased array coil.
One end of a capacitor 52 of the RF coil 51a is connected to one end of a resonance inductor 53 whose inductance is determined so that the resonance frequency with the capacitance of the capacitor 52 substantially matches the frequency of the NMR signal. Is connected to a core wire of a coaxial cable 54 having a length of (λ / 2) × n (n is 0 or a natural number) with respect to the wavelength λ of the NMR signal, and the other end of the capacitor 52 is connected to the other end of the capacitor 52. One end of the outer conductor of the coaxial cable 54 is connected. A decoupling diode D is connected between the other end of the inductor 53 and the other end of the capacitor 52.
The other end of the core wire of the coaxial cable 54 is connected to an input terminal of an amplifier 55 having an input impedance r. The output signal of the amplifier 55 is sent to an MRI processing unit (not shown) such as a phase detector of the main body of the MRI apparatus.
[0003]
The configuration of the other channels (RF coils 51b,...) Is the same as that of the first channel.
[0004]
When an RF pulse is transmitted from a transmission coil (not shown), the decoupling diode D becomes conductive because the induced voltage is large, and parallel resonance between the capacitor 52 and the inductor 53 occurs. As a result, the transmission coil and the RF coils 51a, ... are decoupled.
[0005]
On the other hand, when the NMR signal is received, the decoupling diode D is cut off because the induced voltage is small. Then, when the coaxial cable 54 and the amplifier 55 are viewed from the points A and A ′ in FIG. 6 based on the above condition that the length of the coaxial cable 54 is n times the half wavelength (λ / 2). The impedance is equal to the input impedance r. Therefore, as shown in FIG. 7, an equivalent circuit is formed in which a series circuit of the inductor 53 and the input impedance r is connected in parallel to the capacitor 52. However, since the input impedance r is generally as small as about 2 to 3Ω, parallel resonance occurs with a practically large Q value (Quality factor). As a result, the RF coils 51a, 51b,... Are decoupled from each other.
[0006]
FIG. 8 is a configuration diagram illustrating an example of a conventional quadrature synthesis apparatus.
In this quadrature synthesis apparatus 600, the quadrature coils 1a, 1b,... Arranged in a predetermined sequence function as RF channels for one channel of the phased array coil.
The core 2 of the coaxial cable 63 having an appropriate length and one end of the external conductor are connected to both ends of the capacitor 2 of the first coil 1a-1 of the quadrature coil 1a, and the other end is connected to a quadrature hybrid. ) Is connected to the first input terminal 6.
Further, both ends of the capacitor 7 of the second coil 1a-2 of the quadrature coil 1a are connected to a core wire of the coaxial cable 64 having an appropriate length and one end of the external conductor, and the other end is connected to the quadrature hybrid 6 To the second input terminal.
The first output terminal of the quadrature hybrid 6 is connected to a core wire of a coaxial cable 65 having an appropriate length and one end of an external conductor, and the other end is connected to an input terminal of the amplifier 13.
The second output terminal of the quadrature hybrid 6 is grounded via a ground resistor Rg.
The first signal extracted from the first coil 1 a-1 and the second signal extracted from the second coil 1 a-2 are combined by the quadrature hybrid 6 and then amplified by the amplifier 13.
[0007]
The configuration of the other channels (quadrature coils 1b,...) Is the same as that of the first channel.
[0008]
In the quadrature synthesis apparatus 600, decoupling between the transmission coil and the quadrature coils 1a,... And decoupling between the quadrature coils 1a, 1b,.
[0009]
[Problems to be solved by the invention]
In the above-described conventional quadrature synthesizing apparatus 600, the decoupling between the transmission coil and the quadrature coils 1a,... And the decoupling between the quadrature coils 1a, 1b,. There was a problem that the Signal to Noise Ratio) was lowered.
Therefore, it is conceivable to apply the configuration of the conventional NMR signal transmission apparatus 500 in consideration of the decoupling between the transmission coil and the RF coils 51a,... And the decoupling between the RF coils 51a, 51b,. Is not presumed to include a quadrature hybrid between the RF coils 51a,... And the amplifier 55, and therefore cannot be applied to the quadrature synthesis apparatus 600 including the quadrature hybrid as it is.
The present invention has been made in view of the above circumstances, and provides a configuration capable of decoupling between a transmission coil and a quadrature coil and between quadrature coils in a quadrature synthesis apparatus including a quadrature hybrid. 1 purpose.
A second object of the present invention is to provide an MRI apparatus using the above quadrature synthesis apparatus.
[0010]
[Means for Solving the Problems]
According to a first aspect, the present invention relates to an amplifier that combines a first signal and a second signal having different phases extracted from the first derivation unit and the second derivation unit of the quadrature coil using a quadrature hybrid. In the quadrature synthesizer that amplifies in step 1, the first end is connected to one end of the first capacitor provided in the first derivation unit, and the inductance so that the parallel resonance frequency with the first capacitor substantially matches the frequency of the NMR signal. And one end of the first resonance inductor is connected to the second end of the first resonance inductor, and (λ / 2) × n (n is 0 or a natural number) with respect to the wavelength λ of the NMR signal. A first transmission line having a length, a first end connected to the other end of the first transmission line, a second end connected to the first input terminal of the quadrature hybrid, and a first end side impedance being The first end is connected to one end of a second capacitor provided in the second derivation section and a first impedance conversion circuit in which the input impedance of the amplifier becomes the second impedance on the second end side becomes the characteristic impedance of the quadrature hybrid. And a second resonance inductor having an inductance determined so that a parallel resonance frequency with the second capacitor substantially matches the frequency of the NMR signal, and one end connected to the second end of the second resonance inductor and the NMR signal. A second transmission line having a length of (λ / 2) × m (m is 0 or a natural number) with respect to the wavelength λ, and a quadrature hybrid with the first end connected to the other end of the second transmission line The second end of the amplifier is connected to the second end, the first end side impedance is the input impedance of the amplifier, and the second end side impedance is the quadrature. A second impedance conversion circuit serving as a characteristic impedance of the hybrid; a first end connected to the first output terminal of the quadrature hybrid; and a first end side impedance serving as a quadrature hybrid characteristic impedance; A third impedance conversion circuit serving as an input impedance of the amplifier, and one end connected to the second end of the third impedance conversion circuit and the other end connected to the input terminal of the amplifier and with respect to the wavelength λ of the NMR signal ( A quadrature synthesizing apparatus comprising a third transmission line having a length of λ / 2) × k (k is 0 or a natural number) and a ground circuit for grounding the second output terminal of the quadrature hybrid. I will provide a.
[0011]
In the quadrature synthesizer according to the first aspect, the characteristic impedance of the quadrature hybrid is matched between the second end of the first impedance conversion circuit and the first end of the third impedance conversion circuit. The length from the first end to the second end of the first transmission path is (λ / 2) × n, and the length from the first end to the second end of the third transmission path is (λ / 2). ) × k. For this reason, the impedance when the quadrature hybrid side is viewed from the second end of the first resonance inductor is equal to the input impedance of the amplifier. Similarly, the impedance when the quadrature hybrid side is viewed from the second end of the second resonance inductor is equal to the input impedance of the amplifier. Here, since the input impedance of the amplifier is small, a parallel resonance circuit of the first capacitor and the first resonance inductor is substantially formed. Similarly, a parallel resonance circuit of the second capacitor and the second resonance inductor is formed. These parallel resonant circuits have a very high impedance to the induced electromotive force caused by mutual induction with other RF coils. Therefore, it can be decoupled from other RF coils.
[0012]
In a second aspect, the present invention relates to an amplifier that combines a first signal and a second signal having different phases extracted from the first deriving unit and the second deriving unit of the quadrature coil using a quadrature hybrid. In the quadrature synthesizer that amplifies in step 1, the first end is connected to one end of the first capacitor provided in the first derivation unit, and the inductance so that the parallel resonance frequency with the first capacitor substantially matches the frequency of the NMR signal. And first impedance matching means for matching so that the impedance when the quadrature hybrid side is viewed from the second end of the first resonance inductor is equal to the input impedance of the amplifier. The first end is connected to one end of the second capacitor provided in the second derivation unit and is parallel to the second capacitor. The second resonance inductor having an inductance determined so that the oscillation frequency substantially matches the frequency of the NMR signal, and the impedance when the quadrature hybrid side is viewed from the second end of the second resonance inductor is the input impedance of the amplifier. A quadrature synthesizer characterized by comprising second impedance matching means for matching so as to be equal.
In the quadrature synthesis apparatus according to the second aspect, the impedance when the quadrature hybrid side is viewed from the second end of the first resonance inductor is equal to the input impedance of the amplifier by the first impedance matching means. To be consistent. Similarly, the second impedance matching means performs matching so that the impedance when the quadrature hybrid side is viewed from the second end of the second resonance inductor is equal to the input impedance of the amplifier. Here, since the input impedance of the amplifier is small, a parallel resonance circuit of the first capacitor and the first resonance inductor is substantially formed. Similarly, a parallel resonance circuit of the second capacitor and the second resonance inductor is formed. These parallel resonant circuits have a very high impedance to the induced electromotive force caused by mutual induction with other RF coils. Therefore, it can be decoupled from other RF coils.
[0013]
In a third aspect, the present invention provides a quadrature synthesizer configured as described above, MRI image generation means for generating an MRI image based on a signal synthesized by the quadrature synthesizer, and an MRI image display for displaying the MRI image. And an MRI apparatus.
Since the MRI apparatus according to the third aspect uses the quadrature synthesis apparatus having the above-described configuration, the MRI apparatus has the same effects as the first aspect and the second aspect. Therefore, the quadrature coil in the MRI apparatus can be suitably decoupled from other RF coils.
[0014]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to embodiments shown in the drawings. Note that the present invention is not limited thereby.
[0015]
FIG. 1 is a configuration diagram showing an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention.
In this MRI apparatus S1, the magnet assembly 21 has a space portion (hole) for inserting the subject therein, and a main magnetic field for applying a constant main magnetic field to the subject so as to surround the space portion. A coil and a gradient magnetic field coil for generating a gradient magnetic field (the gradient magnetic field coil includes coils of x-axis, y-axis, and z-axis, and the combination of these determines the slice axis, phase encode axis, and lead axis) And a transmission coil for transmitting an RF pulse for exciting spins of nuclei in the subject. The main magnetic field coil, the gradient magnetic field coil, and the transmission coil are connected to the main magnetic field power source 22, the gradient magnetic field drive circuit 23, and the RF power amplifier 24, respectively.
The computer 25 creates a pulse sequence and passes it to the sequence storage circuit 26.
[0016]
The sequence storage circuit 26 stores the pulse sequence, operates the gradient magnetic field driving circuit 23 based on the pulse sequence, generates a gradient magnetic field from the gradient magnetic field coil of the magnet assembly 21, and operates the gate modulation circuit 27. The carrier wave output signal of the RF oscillation circuit 28 is modulated into a pulse signal having a predetermined timing and a predetermined envelope shape, added as an RF pulse to the RF power amplifier 24, and power amplified by the RF power amplifier 24, and then the magnet assembly 21. Applied to the transmitter coil.
[0017]
In the quadrature synthesizing apparatus 100, the quadrature synthesizing circuit V1 performs quadrature synthesis of NMR signals having different phases extracted from the two deriving units of the quadrature coil 1a (or 1b,...), And inputs them to the amplifier 13. In general, two NMR signals whose phases are shifted by 90 ° can be extracted from the quadrature coil, and the ratio of the noise component to the signal component can be reduced by quadrature synthesis of these NMR signals. The amplifier 13 amplifies the synthesized signal and inputs it to the phase detector 29. The configuration and operation of the quadrature synthesis apparatus 100 will be described in detail later with reference to FIG.
[0018]
The phase detector 29 uses the carrier wave output signal of the RF oscillation circuit 28 as a reference signal, phase-detects the NMR signal input from the amplifier 13, and provides it to the A / D converter 30. The A / D converter 30 converts the NMR signal of the analog signal into MR data of the digital signal and inputs it to the computer 25.
[0019]
The computer 25 reads MR data from the A / D converter 30 and performs phase correction calculation and image reconstruction calculation to create an MRI image. This MRI image is displayed on the display device 31.
The computer 25 is also responsible for overall control such as receiving information input from the console 32.
[0020]
FIG. 2 is a block diagram showing the quadrature synthesis apparatus 100. As shown in FIG.
In this quadrature synthesizing apparatus 100, the quadrature coils 1a, 1b,... Arranged in a predetermined manner function as RF coils for one channel of the phased array coil.
One end of the capacitor 2 of the first coil 1a-1 of the quadrature coil 1a is provided with a first end of a resonance inductor 3 whose inductance is determined so that the resonance frequency with the capacitor 2 substantially matches the frequency of the NMR signal. One end of the core of the coaxial cable 4 having a length of (λ / 2) × n (n is 0 or a natural number) with respect to the wavelength λ of the NMR signal is connected to the second end of the resonance inductor 3. One end of the outer conductor of the coaxial cable 4 is connected to the other end of the capacitor 2. The characteristic impedance of the coaxial cable 4 is equal to the characteristic impedance Zo (for example, 50Ω) of the quadrature hybrid 6. A decoupling diode D is connected between the second end of the resonance inductor 3 and the other end of the capacitor 2.
The other end of the core wire and the outer conductor of the coaxial cable 4 has an impedance conversion circuit 5 in which the first end side impedance is the input impedance r of the amplifier 13 and the second end side impedance is the characteristic impedance Zo of the quadrature hybrid 6. The second end of the impedance conversion circuit 5 is connected to the first input terminal of the quadrature hybrid 6. The length of the transmission line connecting the second end of the impedance conversion circuit 5 and the first input terminal of the quadrature hybrid 6 may be arbitrary.
[0021]
In addition, a first inductor of a resonance inductor 8 is provided at one end of the capacitor 7 of the second coil 1a-2 of the quadrature coil 1a so that the inductance is determined so that the resonance frequency with the capacitor 7 substantially matches the frequency of the NMR signal. The end of the coaxial cable 9 having a length of (λ / 2) × m (m is 0 or a natural number) with respect to the wavelength λ of the NMR signal is connected to the second end of the resonance inductor 8. One end is connected, and one end of the outer conductor of the coaxial cable 9 is connected to the other end of the capacitor 7. The characteristic impedance of the coaxial cable 9 is equal to the characteristic impedance Zo of the quadrature hybrid 6. A decoupling diode D is connected between the second end of the resonance inductor 8 and the other end of the capacitor 7.
The other end of the core wire of the coaxial cable 9 and the outer conductor has an impedance conversion circuit 10 in which the first end side impedance is the input impedance r of the amplifier 13 and the second end side impedance is the characteristic impedance Zo of the quadrature hybrid 6. The second end of the impedance conversion circuit 10 is connected to the second input terminal of the quadrature hybrid 6. The length of the transmission line connecting the second end of the impedance conversion circuit 10 and the second input terminal of the quadrature hybrid 6 may be arbitrary.
[0022]
The first output terminal of the quadrature hybrid 6 has a first impedance of the impedance conversion circuit 11 in which the first end side impedance becomes the characteristic impedance Zo of the quadrature hybrid 6 and the second end side impedance becomes the input impedance r of the amplifier 13. One end of the coaxial cable 12 having a length of (λ / 2) × k (k is 0 or a natural number) with respect to the wavelength λ of the NMR signal is connected to the second end of the impedance conversion circuit 11. And one end of the external conductor is connected, and the other end of the coaxial cable 12 is connected to the input terminal of the amplifier 13. The length of the transmission line connecting the first output terminal of the quadrature hybrid 6 and the first end of the impedance conversion circuit 11 may be arbitrary.
The second output terminal of the quadrature hybrid 6 is grounded via a ground resistor Rg (for example, 50Ω).
[0023]
The first signal extracted from the first coil 1 a-1 and the second signal extracted from the second coil 1 a-2 are combined by the quadrature hybrid 6 and then amplified by the amplifier 13.
[0024]
The configuration of the other channels (quadrature coils 1b,...) Is the same as that of the first channel.
[0025]
FIG. 3 is a circuit diagram of the impedance conversion circuit 5 (10).
In the impedance conversion circuit 5 (10), one end of each of the inductors 501 and 502 is set as a first end T1, T2, a capacitor 503 is connected between the other ends of the inductors 501 and 502, and the other end is connected to a second end T3. The configuration is T4.
The inductance Lm of the inductors 501 and 502 is when the angular frequency of the NMR signal is ω.
Lm = √ {r × (Zo−r)} / {2 × ω}
Determined by
The capacitance Cm of the capacitor 503 is
Cm = √ {(Zo−r) / r} / {ω × Zo}
Determined by
The impedance conversion circuit 11 has the same circuit configuration as the impedance conversion circuit 5 (10), but the first end and the second end are reversed.
[0026]
FIG. 4 is a circuit diagram of the quadrature hybrid 6.
In the quadrature hybrid 6, one end of each of the capacitors 601 and 602 is used as a first input terminal P 1 and a second input terminal P 2, and an inductor 603 is connected between one end of the capacitor 601 and the other end of the capacitor 602 and the capacitor 601. An inductor 604 is connected between the other end of the capacitor 602 and one end of the capacitor 602, and the other ends of the capacitors 602 and 601 are used as a first output terminal Pa and a second output terminal Pb, respectively.
With the above circuit configuration, the quadrature hybrid 6 eliminates the 90 ° phase difference between the signal input to the first input terminal P1 and the signal input to the second input terminal P2, and then adds both. Thus, a signal as obtained is output from the first output terminal Pa or the second output terminal Pb (in the example of FIG. 2, it is output from the first output terminal Pa).
[0027]
Returning to FIG. 2, when an RF pulse is transmitted from the transmission coil of the magnet assembly 21 (see FIG. 1), the decoupling diode D becomes conductive because the induced voltage in the quadrature coils 1 a,. Parallel resonance of the inductor 3 and parallel resonance of the capacitor 7 and the inductor 8 occur. Thereby, the transmission coil and the quadrature coil 1a,... Are decoupled.
[0028]
On the other hand, when the NMR signal is received, the decoupling diode D is cut off because the induced voltage in the first coil 1a-1 is small. The portion from the second end of the first impedance conversion circuit 5 to the first end of the third impedance conversion circuit 11 is matched with the characteristic impedance Zo of the quadrature hybrid 6, and the first end of the coaxial cable 4 2 is (λ / 2) × n, and the length from the first end to the second end of the coaxial cable 12 is (λ / 2) × k. The impedance when the quadrature hybrid 6 side is viewed from A ′ is equal to the input impedance r of the amplifier 13. Similarly, the impedance when the quadrature hybrid 6 side is viewed from the second end of the resonance inductor 8 is equal to the input impedance r of the amplifier 13. Therefore, as shown in FIG. 5, an equivalent circuit is formed in which a series circuit of the inductor 3 and the input impedance r is connected in parallel to the capacitor 2. However, since the input impedance r is generally as small as about 2 to 3Ω, parallel resonance occurs with a practically large Q value. Thereby, the first coil 1a-1 is decoupled from other RF coils. The same applies to the second coil 1a-2. Therefore, the quadrature coil 1a is decoupled from the other quadrature coils 1b,.
The same applies to the other quadrature coils 1b,.
[0029]
According to the MRI apparatus S1 and the quadrature synthesizing apparatus 100 described above, it is possible to decouple between the transmission coil and the quadrature coil 1a,... And between the quadrature coils 1a, 1b,.
[0030]
【The invention's effect】
According to the present invention, a decoupling parallel resonant circuit having a high Q value can be formed in a quadrature coil in a quadrature synthesizer including a quadrature hybrid. For this reason, it is possible to suitably prevent interference with other coils and improve the SNR.
Further, according to the present invention, the quadrature coil can be suitably decoupled from other RF coils by using the above-described quadrature synthesizer in the MRI apparatus.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration diagram showing an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention.
2 is a configuration diagram showing a quadrature synthesis apparatus in the MRI apparatus of FIG. 1;
FIG. 3 is a circuit diagram showing an impedance conversion circuit.
FIG. 4 is a circuit diagram of a quadrature hybrid.
FIG. 5 is an explanatory diagram showing a parallel resonant circuit formed in a quadrature coil.
FIG. 6 is a block diagram showing an example of a conventional NMR signal transmission apparatus.
FIG. 7 is an explanatory diagram showing a parallel resonant circuit formed in an RF coil.
FIG. 8 is a configuration diagram illustrating an example of a conventional quadrature synthesis apparatus.
[Explanation of symbols]
100 Quadrature Synthesizer 1a, 1b Quadrature Coil 1a-1, 1b-1 First Coil 1a-2, 1b-2 Second Coil 2, 7 Capacitor 3, 8 Resonant Inductor 4, 9, 12 Coaxial Cable 5, 10 , 11 Impedance conversion circuit 6 Quadrature hybrid 13 Amplifier 25 Computer 29 Phase detector 30 A / D converter 31 Display device D Decoupling diode Rg Ground resistance S1 MRI device V1 Quadrature synthesis circuit

Claims

クアドラチャコイルの第１導出部および第２導出部からそれぞれ取り出した位相の異なる第１信号と第２信号とをクアドラチャハイブリッドを用いて合成してからアンプで増幅するクアドラチャ合成装置において、
前記第１導出部に設けられた第１コンデンサの一端に第１端を接続し且つ当該第１コンデンサとの並列共振周波数がＮＭＲ信号の周波数に略合うようにインダクタンスを定めた第１共振用インダクタと、
その第１共振用インダクタの第２端に一端を接続し且つ前記ＮＭＲ信号の波長λに対して（λ／２）×ｎ（ｎは０又は自然数）の長さを有する第１伝送路と、
その第１伝送路の他端に第１端を接続すると共にクアドラチャハイブリッドの第１入力端子に第２端を接続し且つ第１端側インピーダンスが前記アンプの入力インピーダンスになり第２端側インピーダンスが前記クアドラチャハイブリッドの特性インピーダンスとなる第１インピーダンス変換回路と、
前記第２導出部に設けられた第２コンデンサの一端に第１端を接続し且つ当該第２コンデンサとの並列共振周波数がＮＭＲ信号の周波数に略合うようにインダクタンスを定めた第２共振用インダクタと、
その第２共振用インダクタの第２端に一端を接続し且つ前記ＮＭＲ信号の波長λに対して（λ／２）×ｍ（ｍは０又は自然数）の長さを有する第２伝送路と、
その第２伝送路の他端に第１端を接続すると共にクアドラチャハイブリッドの第２入力端子に第２端を接続し且つ第１端側インピーダンスが前記アンプの入力インピーダンスになり第２端側インピーダンスが前記クアドラチャハイブリッドの特性インピーダンスとなる第２インピーダンス変換回路と、
前記クアドラチャハイブリッドの第１出力端子に第１端を接続し且つ第１端側インピーダンスがクアドラチャハイブリッドの特性インピーダンスとなり第２端側インピーダンスが前記アンプの入力インピーダンスとなる第３インピーダンス変換回路と、
その第３インピーダンス変換回路の第２端に一端を接続すると共に前記アンプの入力端子に他端を接続し且つ前記ＮＭＲ信号の波長λに対し（λ／２）×ｋ（ｋは０又は自然数）の長さを有する第３伝送路と、
前記クアドラチャハイブリッドの第２出力端子を接地する接地回路とを具備することを特徴とするクアドラチャ合成装置。In a quadrature synthesizer that synthesizes a first signal and a second signal having different phases extracted from a first derivation unit and a second derivation unit of a quadrature coil by using a quadrature hybrid and then amplifies them by an amplifier,
A first resonance inductor having an inductance determined so that a first end is connected to one end of a first capacitor provided in the first lead-out portion and a parallel resonance frequency with the first capacitor substantially matches a frequency of an NMR signal. When,
A first transmission line having one end connected to the second end of the first resonance inductor and a length of (λ / 2) × n (n is 0 or a natural number) with respect to the wavelength λ of the NMR signal;
The first end is connected to the other end of the first transmission line, the second end is connected to the first input terminal of the quadrature hybrid, and the first end side impedance becomes the input impedance of the amplifier. A first impedance conversion circuit that is a characteristic impedance of the quadrature hybrid;
A second resonance inductor in which the first end is connected to one end of the second capacitor provided in the second lead-out portion, and the inductance is determined so that the parallel resonance frequency with the second capacitor substantially matches the frequency of the NMR signal. When,
A second transmission line having one end connected to the second end of the second resonance inductor and a length of (λ / 2) × m (m is 0 or a natural number) with respect to the wavelength λ of the NMR signal;
The first end is connected to the other end of the second transmission line, the second end is connected to the second input terminal of the quadrature hybrid, and the first end side impedance becomes the input impedance of the amplifier. A second impedance conversion circuit that becomes the characteristic impedance of the quadrature hybrid;
A third impedance conversion circuit having a first end connected to the first output terminal of the quadrature hybrid and a first end side impedance being a characteristic impedance of the quadrature hybrid and a second end side impedance being an input impedance of the amplifier;
One end is connected to the second end of the third impedance conversion circuit, the other end is connected to the input terminal of the amplifier, and (λ / 2) × k (k is 0 or a natural number) with respect to the wavelength λ of the NMR signal. A third transmission line having a length of
A quadrature synthesizing apparatus comprising: a ground circuit that grounds the second output terminal of the quadrature hybrid.

請求項１に記載のクアドラチャ合成装置と、そのクアドラチャ合成装置により合成された信号に基づいてＭＲＩ画像を生成するＭＲＩ画像生成手段と、当該ＭＲＩ画像を表示するＭＲＩ画像表示手段とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置。 A quadrature synthesizing apparatus according to claim 1, an MRI image generating means for generating an MRI image based on a signal synthesized by the quadrature synthesizing apparatus, and an MRI image display means for displaying the MRI image. A featured MRI system.