JPH0467844A - Magnetic resonance video device - Google Patents
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
［発明の目的コ
（産業上の利用分野）
この発明は磁気共鳴映像装置に係り、特に高周波磁場の
送信と磁気共鳴信号の受信を共通の高周波コイルを用い
て行う磁気共鳴映像装置に関する。[Detailed Description of the Invention] [Purpose of the Invention (Industrial Application Field) This invention relates to a magnetic resonance imaging device, and particularly relates to a magnetic resonance imaging device that uses a common high-frequency coil to transmit a high-frequency magnetic field and receive a magnetic resonance signal. This invention relates to a resonance imaging device.
（従来の技術）
磁気共鳴映像装置においては、一般に被検体に静磁場を
印加するとともに、高周波磁場の送信と勾配磁場の印加
を所定のシーケンスにより行うことによって磁気共鳴信
号を生じさせ、この磁気共鳴信号を受信し処理して画像
を再構成する。高周波磁場の送信と磁気共鳴信号の受信
は、コイル（高周波コイルという）を介して行われる。(Prior Art) Generally, in a magnetic resonance imaging apparatus, a static magnetic field is applied to a subject, and a magnetic resonance signal is generated by transmitting a high-frequency magnetic field and applying a gradient magnetic field in a predetermined sequence. Receive and process signals to reconstruct images. The transmission of the high frequency magnetic field and the reception of the magnetic resonance signals are performed via a coil (referred to as a high frequency coil).
また、この高周波コイルは送受共用であることがセツテ
ィングや調整の容易さと、コスト低減の観点から望まし
い。Further, it is desirable that this high frequency coil be used for both transmission and reception from the viewpoint of ease of setting and adjustment and cost reduction.
ここで、高周波磁場を効率良く被検体内に送信し、高Ｓ
／Ｎの磁気共鳴信号を得るためには、できる限り高周波
コイルのＱ（クォリティファクタ）値を高くする必要が
ある。高周波コイルが並列共振回路を構成している場合
、Ｑは次式のように表わされる。Here, a high-frequency magnetic field is efficiently transmitted into the subject, and a high S
In order to obtain a magnetic resonance signal of /N, it is necessary to make the Q (quality factor) value of the high frequency coil as high as possible. When the high frequency coil constitutes a parallel resonant circuit, Q is expressed as in the following equation.
Ｑｍ Ｌ″。Qm L″.
「
Ｌ ：高周波コイルのインダクタンス
ω０＝磁気共鳴周波数
ｒ ：等価的な抵抗分
実際上は、高周波コイルを高Ｑにするためにｒがなるべ
く小さくなるように製作される。また、Ｑは次式によ・
うても表わされる。"L: Inductance of the high frequency coil ω0 = Magnetic resonance frequency r: Equivalent resistance In practice, in order to make the high frequency coil high Q, it is manufactured so that r is as small as possible. Also, Q is expressed as Yo·
It's clearly expressed.
ｏ−（ｄ。o-(d.
Δ ω
ここで、Δωは高周波コイルの周波数特性を示す指標で
ある吸収スペクトルを計測した時の、ω。における吸収
パワーの一３ｄＢとなる周波数ωｌ （ωｌ〉ωｏ）ｌ
ω２ （ω２くω。）の差ω１−ω２であり、高周波コ
イルの受信時に使用可能な周波数帯域を示す。従って、
（２）式は高周波コイルのＱが高くなると、高周波コイ
ルの使用可能な周波数帯域が狭くなることを示している
。通常の磁気共鳴映像装置においては、Ｑが相当高くと
もイメージングに使用する周波数帯域はΔωに比べて十
分小さいため、高周波コイルによる周波数帯域の制限が
実用上問題となることはなかった。Δω Here, Δω is ω when the absorption spectrum, which is an index indicating the frequency characteristics of a high-frequency coil, is measured. ωl (ωl〉ωo)l
The difference between ω2 (ω2 × ω.) is ω1−ω2, which indicates a frequency band that can be used when receiving a high-frequency coil. Therefore,
Equation (2) shows that as the Q of the high-frequency coil increases, the usable frequency band of the high-frequency coil becomes narrower. In ordinary magnetic resonance imaging apparatuses, even if the Q is quite high, the frequency band used for imaging is sufficiently small compared to Δω, so limiting the frequency band by the high-frequency coil has not been a practical problem.
ところが、動きの速い部位（心臓など）の撮像を可能と
する高速イメージング法（イメージング時間〜５０■Ｓ
）では、受信系に通常のイメージング法の１０倍程度の
周波数帯域が必要である。この高速イメージングにおい
て磁気共鳴信号の受信に必要な周波数帯域は、高周波コ
イルのＱが高い場合、Δωより広帯域になることもある
。However, high-speed imaging methods (imaging time ~50 seconds) that enable imaging of fast-moving parts (such as the heart)
), the receiving system requires about 10 times the frequency band of the normal imaging method. In this high-speed imaging, the frequency band necessary for receiving magnetic resonance signals may be wider than Δω if the Q of the high-frequency coil is high.
高周波コイルのＱを見掛は上低くする回路技術として、
０７２１回路が知られている。高速イメージングにおい
ては、この０７２１回路を用いることにより磁気共鳴信
号の受信時に必要な周波数帯域を確保できると考えられ
る。しかしながら、この０７２１回路を接続した高周波
コイルは見掛は上低Ｑとなるため、高Ｑが要求される送
信時には使用できない。従って、高速イメージングを行
う時は、高周波磁場の送信と磁気共鳴信号の受信に別々
の高周波コイルを用いなければならず、セツティング・
調整が煩雑となり、コスト的にも高くなってしまう。As a circuit technology that lowers the apparent Q of high-frequency coils,
0721 circuit is known. In high-speed imaging, it is thought that by using this 0721 circuit, the frequency band necessary for receiving magnetic resonance signals can be secured. However, the high frequency coil connected to this 0721 circuit has an apparently low Q, so it cannot be used during transmission where a high Q is required. Therefore, when performing high-speed imaging, separate high-frequency coils must be used for transmitting the high-frequency magnetic field and receiving magnetic resonance signals, and the setting and
Adjustment becomes complicated and costs increase.
（発明が解決しようとする課題）
上述したように、従来の技術では高速イメージング法に
よる磁気共鳴映像装置を実現する場合、高周波磁場の送
信には高Ｑの高周波コイル、磁気共鳴信号の受信には低
Ｑの高周波コイルをそれぞれ用いる必要があり、セツテ
ィング・調整が煩雑となるとともに、不経済であるとい
う問題があった。(Problem to be Solved by the Invention) As described above, in the conventional technology, when realizing a magnetic resonance imaging apparatus using a high-speed imaging method, a high-Q high-frequency coil is used for transmitting a high-frequency magnetic field, and a high-Q high-frequency coil is used for receiving a magnetic resonance signal. It is necessary to use each high-frequency coil with a low Q, which causes problems in that setting and adjustment are complicated and uneconomical.
本発明は、一つの高周波コイルを用いて高Ｓ／Ｎかつ広
帯域が要求される高速イメージングを行うことができる
磁気共鳴映像装置を提供することを目的とする。SUMMARY OF THE INVENTION An object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus that can perform high-speed imaging requiring high S/N and wide band using one high-frequency coil.
［発明の構成］
（課題を解決するための手段）
本発明は一つの高周波コイルを高周波磁場の送信時には
高Ｑ状態、磁気共鳴信号の受信時には低Ｑ状態にして用
いることにより、一つの高周波コイルによる高速イメー
ジングを可能としたものである。[Structure of the Invention] (Means for Solving the Problem) The present invention uses one high-frequency coil in a high-Q state when transmitting a high-frequency magnetic field and in a low-Q state when receiving a magnetic resonance signal. This enabled high-speed imaging.
すなわち、本発明の磁気共鳴映像装置は、被検体に近接
して配置され、インダクタとキャパシタの共振回路によ
り構成された高周波コイルと、高周波コイルを介して高
周波磁場を送信する送信手段と、高周波コイルのＱ値を
低下させる回路手段を含み、高周波コイルを介して磁気
共鳴信号を受信する受信手段と、高周波コイルを送信手
段と受信手段とに選択的に切替えて接続する切替手段と
を有する。That is, the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention includes a high-frequency coil disposed close to a subject and configured by a resonant circuit of an inductor and a capacitor, a transmitting means for transmitting a high-frequency magnetic field via the high-frequency coil, and a high-frequency coil. The apparatus includes circuit means for lowering the Q value of the magnetic resonance signal, and has a receiving means for receiving a magnetic resonance signal via a high-frequency coil, and a switching means for selectively connecting the high-frequency coil to a transmitting means and a receiving means.
より具体的には、切替手段として高周波コイルと送信手
段および受信手段との間に第１および第２のスイッチ回
路をそれぞれ接続し、高周波磁場の送信時には第１のス
イッチ回路をオン状態、第２のスイッチ回路をオフ状態
にそれぞれ制御し、また磁気共鳴信号の受信時には第１
のスイッチ回路をオフ状態、第２のスイッチ回路をオン
状態にそれぞれ制御する構成とする。More specifically, first and second switch circuits are connected between the high-frequency coil and the transmitting means and the receiving means as the switching means, respectively, and when transmitting the high-frequency magnetic field, the first switch circuit is turned on and the second switch circuit is turned on. The first switch circuit is controlled to the OFF state, and the first switch circuit is
The second switch circuit is controlled to be in an off state, and the second switch circuit is controlled to be in an on state.
（作用）
高周波磁場の送信時には高周波コイルに対して送信手段
のみが接続されるため、高周波コイルは高Ｑ状態となり
、磁気共鳴信号の受信時には高周波コイルにＱ値を低下
させる回路手段を含む受信手段が接続されることにより
、高周波コイルは低Ｑ状態となる。従って、高周波磁場
の送信は高Ｑ状態の高周波コイルを介して効率的に行わ
れる。また、磁気共鳴信号の受信は低Ｑ状態の高周波コ
イルを介して行われるため、広い受信信号帯域が得られ
る。(Function) When transmitting a high-frequency magnetic field, only the transmitting means is connected to the high-frequency coil, so the high-frequency coil is in a high Q state, and when receiving a magnetic resonance signal, the receiving means includes circuit means for lowering the Q value of the high-frequency coil. is connected, the high frequency coil enters a low Q state. Therefore, the transmission of the high-frequency magnetic field is performed efficiently through the high-Q state high-frequency coil. Furthermore, since the reception of the magnetic resonance signal is performed via a high-frequency coil in a low Q state, a wide reception signal band can be obtained.
（実施例） 以下、図面を参照して本発明の詳細な説明する。(Example) Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
第１図は本発明の一実施例の概略構成を示すブロック図
である。同図において、静磁場磁石１は被検体６（例え
ば人体）に−様な静磁場を印加するためのもので、電磁
石または永久磁石が用いられ、前者の場合は励磁用電源
３によって通電駆動される。勾配磁場コイル２は、シス
テムコントローラ５により制御される駆動回路４によっ
て駆動され、被検体６に対して注目する断層面内の直交
するｘ、ｙの二方向およびこれらに垂直な２方向に磁場
強度が変化する三種類の勾配磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを印
加する。勾配磁場の磁場の向きと、静磁場の向きは同じ
である。FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of an embodiment of the present invention. In the figure, a static magnetic field magnet 1 is used to apply a -like static magnetic field to a subject 6 (for example, a human body), and an electromagnet or a permanent magnet is used. In the former case, it is energized and driven by an excitation power source 3. Ru. The gradient magnetic field coil 2 is driven by a drive circuit 4 controlled by a system controller 5, and is configured to apply magnetic field strength to the subject 6 in two orthogonal x and y directions within the tomographic plane of interest and in two directions perpendicular to these directions. Three types of gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz with varying values are applied. The direction of the magnetic field of the gradient magnetic field and the direction of the static magnetic field are the same.
高周波コイル１０はシステムコントローラ５の制御の下
で、送信部８からの高周波パルスが切替器９を介して供
給されることにより、高周波磁場を発生して被検体６内
に送信する。また、高周波コイル１０は被検体６の体内
から発生される磁気共鳴信号（ＦＩＤ信号またはエコー
信号）の受信をも行い、切替器９を介して受信部１１に
供給する。切替器９はシステムコントローラ５により制
御され、高周波磁場の送信時には高周波コイル１０を送
信部８に接続し、磁気共鳴信号の受信時には高周波コイ
ル１０を受信部１１に接続する。Under the control of the system controller 5 , the high-frequency coil 10 is supplied with high-frequency pulses from the transmitter 8 via the switch 9 to generate a high-frequency magnetic field and transmit it into the subject 6 . The high-frequency coil 10 also receives magnetic resonance signals (FID signals or echo signals) generated from within the body of the subject 6 and supplies them to the receiving section 11 via the switch 9 . The switch 9 is controlled by the system controller 5, and connects the high frequency coil 10 to the transmitter 8 when transmitting a high frequency magnetic field, and connects the high frequency coil 10 to the receiver 11 when receiving a magnetic resonance signal.
高周波コイル１０で受信された磁気共鳴信号は、受信部
１１で増幅および検波された後、システムコントローラ
５の制御の下でデータ収集部１２に送られる。データ収
集部１２では受信部１１からの磁気共鳴信号をシステム
コントローラ５の制御の下で収集し、それをＡ／Ｄ変換
した後、電子計算機１３へ送る。The magnetic resonance signal received by the high frequency coil 10 is amplified and detected by the receiving section 11, and then sent to the data collecting section 12 under the control of the system controller 5. The data collecting section 12 collects the magnetic resonance signals from the receiving section 11 under the control of the system controller 5 , converts the signals from analog to digital, and sends them to the computer 13 .
電子計算機１３はコンソール１４により制御され、デー
タ収集部１２から入力された磁気共鳴信号データについ
てフーリエ変換を含む画像再構成処理を行うことにより
、画像データを得る。また、電子計算機１３はシステム
コントロ−ラ５の制御をも行う。電子計算機１３により
得られた画像データは、画像デイスプレィ１５に供給さ
れ、画像が表示される。The electronic computer 13 is controlled by the console 14 and obtains image data by performing image reconstruction processing including Fourier transform on the magnetic resonance signal data input from the data acquisition section 12. The electronic computer 13 also controls the system controller 5. Image data obtained by the electronic computer 13 is supplied to an image display 15, and the image is displayed.
第２図は切替器９と高周波コイル１０および受信部１１
の一部を詳細に示す回路図である。FIG. 2 shows a switch 9, a high frequency coil 10, and a receiver 11.
FIG. 2 is a circuit diagram showing a part of the circuit in detail.
高周波コイル１０は、インダクタ２１と同調用キャパシ
タ２２の並列共振回路からなっている。The high frequency coil 10 consists of a parallel resonant circuit including an inductor 21 and a tuning capacitor 22.
切替器９は第１および第２のスイッチ回路２３゜２４を
主体として構成されている。第１のスイッチ回路２３の
一端は高周波コイル１０に、他端はインピーダンス整合
用キャパシタ２５を介して送信部８にそれぞれ接続され
、第２のスイッチ回路２４の一端は高周波コイル１０に
、他端は受信部１１内のＱダン１回路２６に接続されて
いる。The switch 9 is mainly composed of first and second switch circuits 23 and 24. One end of the first switch circuit 23 is connected to the high frequency coil 10 and the other end is connected to the transmitter 8 via the impedance matching capacitor 25. One end of the second switch circuit 24 is connected to the high frequency coil 10 and the other end is connected to the high frequency coil 10. It is connected to the Q-dan 1 circuit 26 in the receiving section 11.
高周波磁場の送信時には、第１図のシステムコントロー
ラ５からの制御によりスイッチ回路２３はＯＮ、スイッ
チ回路２４はＯＦＦとなり、高周波コイル１０は送信部
８のみに接続されることによって高Ｑの状態となる。従
って、高周波磁場が効率良く被検体６内に送信される。When transmitting a high frequency magnetic field, the switch circuit 23 is turned on and the switch circuit 24 is turned off under control from the system controller 5 shown in FIG. . Therefore, the high frequency magnetic field is efficiently transmitted into the subject 6.
一方、磁気共鳴信号の受信時には、システムコントロー
ラ５からの制御により送信時とは逆にスイッチ回路２３
はＯＦＦ、スイッチ回路２４はＯＮとなり、高周波コイ
ル１０は受信部１１内のＱダン１回路２６に接続される
ことによって低Ｑの状態となる。On the other hand, when receiving a magnetic resonance signal, the switch circuit 23 is controlled by the system controller 5, contrary to when transmitting.
is turned off, the switch circuit 24 is turned on, and the high-frequency coil 10 is connected to the Q-dan 1 circuit 26 in the receiving section 11, thereby entering a low Q state.
Ｑダン１回路２６は高周波コイル１０のＱ値を見掛は上
低くする回路であり、第３図にその一例を示すようにア
ンプ３１と帰還抵抗３２からなる。このＱダン１回路２
６によるＱ低減作用の原理を第４図を用いて説明する。The Q-Dan 1 circuit 26 is a circuit that apparently lowers the Q value of the high-frequency coil 10, and is composed of an amplifier 31 and a feedback resistor 32, an example of which is shown in FIG. This Q Dan 1 circuit 2
The principle of Q reduction effect by No. 6 will be explained with reference to FIG.
高周波コイル１０はもともと高Ｑに設計され、その等価
的な並列抵抗Ｒは次式で表わされる。The high-frequency coil 10 was originally designed to have a high Q, and its equivalent parallel resistance R is expressed by the following equation.
Ｒ−Ｑ −Ｌ・ω （３）Ｌ：高周波コ
イルのインダクタンス
ω：共振角周波数
この高周波コイル１０の並列共振回路両端に、第２図の
ようなダンプ回路２６の入力端、すなわちアンプ３１の
反転および非反転入力端子を接続すると、高周波コイル
１０からＱダンプ回路２６側を見た時の抵抗Ｒｄは次式
で表わされる。R-Q -L・ω (3) L: Inductance of high-frequency coil ω: Resonant angular frequency The parallel resonant circuit of this high-frequency coil 10 is connected to both ends of the input terminal of the dump circuit 26 as shown in FIG. When the non-inverting input terminal and the non-inverting input terminal are connected, the resistance Rd when looking from the high frequency coil 10 to the Q dump circuit 26 side is expressed by the following equation.
Ｒｆ：帰還抵抗３２の抵抗値
Ｋ ：アンプ３１のゲイン
すなわち、アンプ３１のゲインＫが大きければ大きいほ
どＲｄが大きくなり、見掛は上、高周波コイル１０のＱ
が低下する。従って、高速イメージングを行った場合の
ように周波数帯域が広い磁気共鳴信号についても、高周
波コイル１０のＱで決まる周波数特性による高周波側の
劣化なしに受信を行うことができる。Rf: Resistance value K of the feedback resistor 32: Gain of the amplifier 31, that is, the larger the gain K of the amplifier 31, the larger Rd becomes.
decreases. Therefore, even magnetic resonance signals with a wide frequency band, such as those obtained when performing high-speed imaging, can be received without deterioration on the high frequency side due to the frequency characteristics determined by the Q of the high frequency coil 10.
次に、第２図におけるスイッチ回路２３゜２４の具体的
な構成について説明する。まず、第１のスイッチ回路２
３の具体的な構成例を第５図〜第８図に示す。Next, the specific configuration of the switch circuits 23 and 24 in FIG. 2 will be explained. First, the first switch circuit 2
Specific configuration examples of No. 3 are shown in FIGS. 5 to 8.
第５図はピンダイオード４０をスイッチ素子とした使用
したもので、ピンダイオード４０の両端は抵抗４１．４
２を介してシステムコントローラ５内の切替器９のため
の制御電圧発生回路（図示せず）に接続されるととりに
、直流阻止用キャパシタ４３．４４をそれぞれ介して送
信部１１と高周波コイル１０に接続される。直流阻止用
キャパシタ４３．４４は、抵抗４１゜４２を介して加わ
る直流制御電圧により送信部８および受信部１１に直流
電流が流れ込むのを防止するために設けられている。ビ
ンダイオード４０は抵抗４１．４２を介して両端に加え
られる制御電圧によって、送信時にはＯＮ、受信時には
ＯＦＦとなるように制御される。In Fig. 5, a pin diode 40 is used as a switch element, and both ends of the pin diode 40 are connected to a resistor 41.4.
2 to a control voltage generation circuit (not shown) for the switch 9 in the system controller 5, and the transmitter 11 and the high-frequency coil 10 are connected to the transmitter 11 and the high-frequency coil 10 via DC blocking capacitors 43 and 44, respectively. connected to. The DC blocking capacitors 43 and 44 are provided to prevent DC current from flowing into the transmitter 8 and the receiver 11 due to the DC control voltage applied via the resistors 41 and 42. The bin diode 40 is controlled by a control voltage applied across resistors 41 and 42 so that it is turned on during transmission and turned off during reception.
第６図は、インダクタ４５とキャパシタ４６を組合わせ
て並列共振回路を構成した別の例であり、高周波磁場発
生のための高周波パルスの信号経路にキャパシタ４６が
挿入され、これに並列にビンダイオード４０．直流阻止
用キャパシタ４３．４４と、インダクタ４５の直列回路
が接続されている。この第６図の構成では、第５図の構
成と異なり送信時にピンダイオード４０がＯＦＦとなる
。これにより共振用キャパシタ４６と第２図の整合用キ
ャパシタ２５とでインピーダンス整合がとられ、高周波
パルスがキャパシタ２５．４６を介して高周波コイル１
０に伝達される。すなわぢ、スイッチ回路２３としては
ＯＮの状態となる。一方、受信時にはピンダイオード４
０がＯＮとなる。このとき、インダクタ４５とキャパシ
タ４Ｂ、４４゜４６とにより高周波パルスの周波数ｆｏ
で並列共振が生じるように構成されている。従って、ピ
ンダイオード４０がＯＮになると、キャパシタ４６の両
端のインピーダンスが高くなり、スイッチ回路２３とし
てはＯＦＦの状態が実現される。FIG. 6 shows another example in which a parallel resonant circuit is constructed by combining an inductor 45 and a capacitor 46, in which a capacitor 46 is inserted in the signal path of a high-frequency pulse for generating a high-frequency magnetic field, and a vinyl diode is connected in parallel to the capacitor 46. 40. A series circuit of DC blocking capacitors 43, 44 and an inductor 45 is connected. In the configuration shown in FIG. 6, unlike the configuration shown in FIG. 5, the pin diode 40 is turned off during transmission. As a result, impedance matching is achieved between the resonance capacitor 46 and the matching capacitor 25 shown in FIG.
0. In other words, the switch circuit 23 is in an ON state. On the other hand, during reception, pin diode 4
0 becomes ON. At this time, the frequency fo of the high frequency pulse is controlled by the inductor 45 and the capacitors 4B and 44°
The structure is such that parallel resonance occurs at Therefore, when the pin diode 40 is turned on, the impedance at both ends of the capacitor 46 becomes high, and the switch circuit 23 is turned off.
第７図は第６図と原理はほぼ同様であり、インダクタ４
５とキャパシタ４６が入れ替わるとともに、キャパシタ
４６が第６図のキャパシタ４３を兼ねる形となっている
。すなわち、送信時にはピンダイオード４０がＯＦＦと
なり、共振用インダクタ４５と第２図の整合用キャパシ
タ２５とでインピーダンス整合がとられ、高周波パルス
がキャパシタ２５、インダクタ４５を介して高周波コイ
ル１０に伝達されるため、スイッチ２３としてはＯＮ状
態となる。受信時にはピンダイオード４０がＯＮとなり
、インダクタ４５とキャパシタ４４．４６とにより高周
波パルスの周波数ｆｏで並列共振が生じることによって
、インダクタ４５の両端のインピーダンスが高くなり、
スイッチ回路２３としてはＯＦＦ状態となる。The principle of Fig. 7 is almost the same as that of Fig. 6, and the inductor 4
5 and a capacitor 46 are exchanged, and the capacitor 46 also serves as the capacitor 43 in FIG. That is, during transmission, the pin diode 40 is turned off, impedance matching is achieved between the resonance inductor 45 and the matching capacitor 25 in FIG. 2, and the high frequency pulse is transmitted to the high frequency coil 10 via the capacitor 25 and the inductor 45. Therefore, the switch 23 is in the ON state. During reception, the pin diode 40 is turned on, and parallel resonance occurs at the frequency fo of the high-frequency pulse between the inductor 45 and capacitors 44 and 46, so that the impedance at both ends of the inductor 45 becomes high.
The switch circuit 23 is in an OFF state.
第８図はクロスダイオード４７をスイッチ回路２３とし
て用いた例であり、送信時には高周波パルスにより受動
的にＯＮ状態となり、受信時には磁気共鳴信号のレベル
が小さいため、ＯＦＦ状態となる。FIG. 8 shows an example in which a cross diode 47 is used as the switch circuit 23. When transmitting, it is passively turned on by a high-frequency pulse, and when receiving, it is turned off because the level of the magnetic resonance signal is low.
次に、第２のスイッチ回路２４の具体的な構成例を第６
図と第９図〜第１１図に示す。第６図の回路を第２のス
イッチ回路２４として用いる場合は、第１のスイッチ回
路２３として用いる場合と逆に、ピンダイオード４０を
送信時にＯＮ、受信時にＯＦＦとする。Next, a specific configuration example of the second switch circuit 24 will be explained in the sixth section.
9 to 11. When the circuit of FIG. 6 is used as the second switch circuit 24, the pin diode 40 is turned on during transmission and turned off during reception, contrary to the case where it is used as the first switch circuit 23.
第９図および第１０図は第１のスイッチ回路２３の具体
例を示した第６図および第７図と類似した回路であり、
ピンダイオード５０、抵抗５１．５２、直流阻止用キャ
パシタ５３，５４、共振用インダクタ５５、共振用キャ
パシタ５６は第６図および第７図におけるピンダイオー
ド４０、抵抗４１，４２、直流阻止用キャパシタ４Ｂ、
４４、共振用インダクタ４５、キャパシタ４６にそれぞ
れ対応する。第６図および第７図の回路との相違は、ピ
ンダイオード５０を送信時はＯＮ、受信時はＯＦＦとす
る点である。9 and 10 are circuits similar to FIGS. 6 and 7 showing specific examples of the first switch circuit 23,
The pin diode 50, resistors 51, 52, DC blocking capacitors 53, 54, resonance inductor 55, and resonance capacitor 56 are the pin diode 40, resistors 41, 42, DC blocking capacitor 4B,
44, a resonance inductor 45, and a capacitor 46, respectively. The difference from the circuits of FIGS. 6 and 7 is that the pin diode 50 is turned on during transmission and turned off during reception.
もう一つの相違点は、受信時において磁気共鳴信号の伝
達経路に、第９図では共振用キャパシタ５６が、第１０
図では共振用インダクタ５５がそれぞれ挿入されるため
、その影響を打ち消すためにそれぞれインダクタンス打
ち消し用キャパシタ５７（第９図）およびキャパシタ打
ち消し用インダクタ５８を信号経路に付加していること
である。なお、図ではキャパシタ５７およびインダクタ
５８を受信部１１との間に挿入しているが、高周波コイ
ルｌＯ側に挿入しても構わない。Another difference is that during reception, the resonance capacitor 56 in FIG.
In the figure, since a resonance inductor 55 is inserted, an inductance canceling capacitor 57 (FIG. 9) and a capacitor canceling inductor 58 are added to the signal path to cancel the influence. Note that although the capacitor 57 and the inductor 58 are inserted between the receiving section 11 and the receiving section 11 in the figure, they may be inserted on the high-frequency coil IO side.
第１１図は磁気共鳴信号の経路とグラウンド間にピンダ
イオード６０を接続するとともに、ピンダイオード６０
の一端を抵抗６１を介して第１図のシステムコントロー
ラ５内の制御電圧発生回路に接続し、さらに信号経路に
λ／４（λ：磁気共鳴周波数での波長）長の線路６２（
図では同軸線路）と直流阻止用キャパシタ６３を直列に
挿入している。送信時にピンダイオード６０がＯＮにな
ると、線路６２の左端（高周波コイル１０側）で高イン
ピーダンスとなり、高周波パルスは受信部１１に伝達さ
れない。受信時にはピンダイオード６０がＯＦＦとなる
ため、高周波コイル１０で受信された磁気共鳴信号は線
路６２を通過し、キャパシタ６３を介して受信部１１に
伝達される。In FIG. 11, a pin diode 60 is connected between the magnetic resonance signal path and the ground, and a pin diode 60 is connected between the magnetic resonance signal path and the ground.
One end is connected to the control voltage generation circuit in the system controller 5 shown in FIG.
In the figure, a coaxial line) and a DC blocking capacitor 63 are inserted in series. When the pin diode 60 is turned on during transmission, the left end of the line 62 (on the high frequency coil 10 side) becomes high impedance, and the high frequency pulse is not transmitted to the receiving section 11. Since the pin diode 60 is turned off during reception, the magnetic resonance signal received by the high frequency coil 10 passes through the line 62 and is transmitted to the receiving section 11 via the capacitor 63.
なお、第９図〜第１１図におけるピンダイオード５０．
６０はクロスダイオードに置き換えてもよい。その場合
、抵抗５１．５２．６１および直流阻止用キャパシタ５
３，５４．６３は不要となる。Note that the pin diode 50. in FIGS. 9 to 11.
60 may be replaced with a cross diode. In that case, the resistor 51, 52, 61 and the DC blocking capacitor 5
3, 54, and 63 are no longer necessary.
第１２図〜第１４図に、切替器９と高周波コイル１０お
よび受信部１１の一部の他の構成例を示す。第１２図は
第２図における第１のスイッチ回路２３とキャパシタ２
５の位置を入れ替えたものであり、第２図と同様の動作
が得られることは言うまでもない。12 to 14 show other configuration examples of the switching device 9, the high-frequency coil 10, and a part of the receiving section 11. FIG. 12 shows the first switch circuit 23 and capacitor 2 in FIG.
It goes without saying that the position of 5 is replaced, and the same operation as in FIG. 2 can be obtained.
第１３図は第２図における第２のスイッチ回路２４の受
信部１１側端とグラウンド間に、直流阻止用キャパシタ
２７を介してピンダイオード２８を接続した例である。FIG. 13 shows an example in which a pin diode 28 is connected between the receiving section 11 side end of the second switch circuit 24 in FIG. 2 and the ground via a DC blocking capacitor 27.
ピンダイオード２８はシステムコントローラ５から供給
される制御電圧により、送信時にＯＮ、受信時にＯＦＦ
となる。これにより、送信時にスイッチ回路２４を通し
て漏れ出る高周波パルスをグラウンドに逃がして、受信
部１１に伝わらないようにしている。この場合も、ピン
ダイオード２８に代えてクロスダイオードを用いること
ができる。The pin diode 28 is turned ON during transmission and OFF during reception by the control voltage supplied from the system controller 5.
becomes. Thereby, high frequency pulses leaking through the switch circuit 24 during transmission are allowed to escape to the ground and are prevented from being transmitted to the receiving section 11. Also in this case, a cross diode can be used instead of the pin diode 28.
第１４図は高周波コイル１０にインピーダンス整合用キ
ャパシタ２５を挿入した例である。FIG. 14 shows an example in which an impedance matching capacitor 25 is inserted into the high frequency coil 10.
第１４図における第１のスイッチ回路２３としては例え
ば第５図の回路が用いられ、第２のスイッチ回路２４と
しては第１５図〜第１７図に示す回路が用いられる。第
１５図は基本的に第５図の回路と同様であり、ピンダイ
オード７０、抵抗７１．７２、直流阻止用キャパシタ７
３゜７４は第５図におけるピンダイオード４０、抵抗４
１，４２、直流阻止用キャパシタ４３゜４４にそれぞれ
対応し、これに第１４図におけるインピーダンス整合用
キャパシタ２５の影響を打ち消すためのキャパシタンス
打ち消し用インダクタ７７を付加した構成となっている
。なお、ピンダイオード７０は第５図の場合と逆に、送
信時にＯＦＦ、受信時にＯＮとなるように制御される。As the first switch circuit 23 in FIG. 14, for example, the circuit shown in FIG. 5 is used, and as the second switch circuit 24, the circuits shown in FIGS. 15 to 17 are used. The circuit shown in FIG. 15 is basically the same as the circuit shown in FIG.
3°74 is the pin diode 40 and resistor 4 in Figure 5.
1, 42, and DC blocking capacitors 43 and 44, respectively, and a capacitance canceling inductor 77 for canceling the influence of the impedance matching capacitor 25 in FIG. 14 is added. Note that the pin diode 70 is controlled to be OFF during transmission and ON during reception, contrary to the case shown in FIG.
第１６図は基本的に第６図と同様であり、ピンダイオー
ド７０、抵抗７１．７２、直流阻止用キャパシタ７４、
共振用インダクタ７５、共振用キャパシタ７６は、第６
図におけるピンダイオード４０、抵抗４１，４２、直流
阻止用キャパシタ４４、共振用インダクタ４５、共振用
キャパシタ４６にそれぞれ対応している。ピンダイオー
ド７０は第６図の場合と逆に、送信時にＯＮ、受信時に
ＯＦＦとなるように制御される。また、第１６図におけ
る共振用インダクタ７６は第１４図におけるインピーダ
ンス整合用キャパシタ２５の影響を打ち消すためのキャ
ノくシタンス打ち消し用インダクタを兼ねている。FIG. 16 is basically the same as FIG. 6, including a pin diode 70, a resistor 71, 72, a DC blocking capacitor 74,
The resonant inductor 75 and the resonant capacitor 76 are the sixth
They correspond to the pin diode 40, resistors 41 and 42, DC blocking capacitor 44, resonance inductor 45, and resonance capacitor 46 in the figure, respectively. The pin diode 70 is controlled to be ON during transmission and OFF during reception, contrary to the case shown in FIG. Further, the resonance inductor 76 in FIG. 16 also serves as a capacitance canceling inductor for canceling the influence of the impedance matching capacitor 25 in FIG. 14.
第１７図は基本的に第１１図と同様であり、ピンダイオ
ード８０、抵抗８１、λ／４長の線路８２、直流阻止用
キャパシタ８３は第１１図におけるピンダイオード６０
、抵抗６１、線路６２、直流阻止用キャパシタ６３にそ
れぞれ対応し、これに第１４図におけるインピーダンス
整合用キャパシタ２５の影響を打ち消すためのキャパシ
タンス打ち消し用インダクタ８４が追加されている。第
１６図と同様に、ピンダイオード８０は送信時にＯＮ、
受信時にＯＦＦとなるように制御される。17 is basically the same as FIG. 11, and the pin diode 80, resistor 81, λ/4 length line 82, and DC blocking capacitor 83 are the same as the pin diode 60 in FIG.
, the resistor 61, the line 62, and the DC blocking capacitor 63, and a capacitance canceling inductor 84 for canceling the influence of the impedance matching capacitor 25 in FIG. 14 is added. Similarly to FIG. 16, the pin diode 80 is ON during transmission;
It is controlled to be turned off during reception.
なお、第１５図〜第１７図におけるピンダイオード７０
．８０をクロスダイオードに置き換えることもできる。Note that the pin diode 70 in FIGS. 15 to 17
．． 80 can also be replaced with a cross diode.
また、第１４図と第１３図の構成を組み合わせても良い
。その他、本発明は要旨を逸脱しない範囲で種々変形し
て実施することが可能である。Further, the configurations of FIG. 14 and FIG. 13 may be combined. In addition, the present invention can be implemented with various modifications without departing from the scope.
［発明の効果］
本発明によれば、高周波コイルを送信部とＱダンプ回路
を含む受信部に選択的に切替えて接続する構成としたこ
とにより、高周波磁場の送信時には高Ｓ／Ｎの磁気共鳴
信号を得るのに必要な高いＱが得られ、磁気共鳴信号の
受信時にはＱを下げて高速イメージングで必要な広い受
信信号帯域を実現し、Ｑによる劣化の少ない良好な画像
を得ることができる。[Effects of the Invention] According to the present invention, by having a configuration in which the high frequency coil is selectively connected to the transmitter and the receiver including the Q dump circuit, high S/N magnetic resonance is achieved when transmitting the high frequency magnetic field. A high Q required to obtain a signal can be obtained, and when receiving a magnetic resonance signal, the Q can be lowered to achieve a wide reception signal band necessary for high-speed imaging, and a good image with less deterioration due to Q can be obtained.
また、本発明では高速イメージングを実現しつつ高周波
磁場の送信と磁気共鳴信号の受信に共通の高周波コイル
を用いることができ、セッティング・調整の容易さおよ
びコストの面で有利となる。Further, according to the present invention, a common high-frequency coil can be used for transmitting a high-frequency magnetic field and receiving a magnetic resonance signal while realizing high-speed imaging, which is advantageous in terms of ease of setting and adjustment and cost.
第１図は本発明の一実施例に係る磁気共鳴映像装置の構
成を示すブロック図、第２図は第１図における切替器と
高周波コイルおよび受信部の一部を詳細に示す図、第３
図は第２図におけるＱダン１回路の構成例を示す図、第
４図は第３図の回路の原理を説明するための図、第５図
〜第８図は第２図における第１のスイッチ回路の具体例
を示す図、第９図〜第１１図は第２図における第２のス
イッチ回路の具体例を示す図、第１２図〜第１４図は第
１図における切替器と高周波コイルおよび受信部の一部
の他の例を詳細に示す図、第１５図〜第１７図は第１４
図における第２のスイッチ回路の具体例を示す図である
。
１・・・静磁場磁石、２・・・勾配磁場コイル、５・・
・システムコントローラ、６・・・被検体、８・・・送
信部、９・・・切替器、１０・・・高周波コイル、１１
・・・受信部、１２・・・データ収集部、１３・・・電
子計算機、１４・・・コンソール、１５・・・画像デイ
スプレィ、２１・・・高周波コイルインダクタ、２２・
・・同調用キャパシタ、２３・・・第１のスイッチ回路
、２４・・・第２のスイッチ回路、２５・・・インピー
ダンス整合用キャパシタ、２６・・・Ｑダン１回路、３
１・・・アンプ、３２・・・帰還抵抗、２７゜４３．４
４．５３，５４．６３．７３，７４゜８３・・・直流阻
止用キャパシタ、２８，４０゜５０．６０，７０．８０
・・・ピンダイオード、４５．５５．７５・・・共振用
インダクタ、４６゜５６．７６・・・共振用キャパシタ
、４７・・・クロスダイオード、５７，７５，７７．８
４・・・キャパシタンス打ち消し用インダクタ、５８・
・・インダクタンス打ち消し用キャパシタ、６２．８２
・・・λ／４長線路。
出願人代理人 弁理士 鈴江武彦
第２図
第 ３ 図
第１図
第４図
システムコントローラ５へ
システムコントローフ５へ
第９ｖＪ
システムコントローラ５へ
第１０自
システムコントローラ５へ
第１１
図
第１３ｔＡFIG. 1 is a block diagram showing the configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention, FIG.
The figure shows an example of the configuration of the Q-dan 1 circuit in Fig. 2, Fig. 4 is a diagram for explaining the principle of the circuit in Fig. 3, and Figs. 9 to 11 are diagrams showing specific examples of the second switch circuit in FIG. 2, and FIGS. 12 to 14 are diagrams showing specific examples of the switch circuit in FIG. 1. FIGS. 15 to 17 are diagrams showing details of other examples of part of the receiving section
It is a figure which shows the specific example of the 2nd switch circuit in a figure. 1... Static magnetic field magnet, 2... Gradient magnetic field coil, 5...
- System controller, 6... Subject, 8... Transmitter, 9... Switcher, 10... High frequency coil, 11
...Receiving section, 12...Data collection section, 13...Electronic computer, 14...Console, 15...Image display, 21...High frequency coil inductor, 22...
... Tuning capacitor, 23... First switch circuit, 24... Second switch circuit, 25... Impedance matching capacitor, 26... Q-Dan 1 circuit, 3
1...Amplifier, 32...Feedback resistor, 27°43.4
4.53, 54.63.73, 74゜83...DC blocking capacitor, 28,40゜50.60, 70.80
... Pin diode, 45.55.75 ... Resonance inductor, 46°56.76 ... Resonance capacitor, 47 ... Cross diode, 57,75,77.8
4... Inductor for capacitance cancellation, 58.
・Capacitor for inductance cancellation, 62.82
...λ/4 long line. Applicant's agent Patent attorney Takehiko Suzue Figure 2 Figure 3 Figure 1 Figure 4 To system controller 5 To system controller 5 To system controller 5 To system controller 5 To system controller 5 To system controller 5 Figure 11 To system controller 5 Figure 13tA
Claims (2)
の送信と勾配磁場の印加を所定のシーケンスにより行う
ことにより生じる磁気共鳴信号を受信し、この磁気共鳴
信号を処理して画像を得る磁気共鳴映像装置において、 前記被検体に近接して配置され、インダクタとキャパシ
タの共振回路により構成された高周波コイルと、 前記高周波コイルを介して前記高周波磁場を送信するた
めの送信手段と、 前記高周波コイルのＱ値を低下させる回路手段を含み、
前記高周波コイルを介して前記磁気共鳴信号を受信する
ための受信手段と、 前記高周波コイルに前記送信手段と受信手段とを選択的
に切替えて接続するための切替手段を具備することを特
徴とする磁気共鳴映像装置。(1) Magnetic resonance signals generated by applying a static magnetic field to the subject, transmitting a high-frequency magnetic field, and applying a gradient magnetic field in a predetermined sequence are received, and the magnetic resonance signals are processed to obtain an image. The resonance imaging apparatus includes: a high-frequency coil disposed close to the subject and configured by a resonant circuit of an inductor and a capacitor; transmitting means for transmitting the high-frequency magnetic field via the high-frequency coil; and the high-frequency coil. comprising circuit means for reducing the Q value of
It is characterized by comprising a receiving means for receiving the magnetic resonance signal via the high-frequency coil, and a switching means for selectively switching and connecting the transmitting means and the receiving means to the high-frequency coil. Magnetic resonance imaging device.
の送信と勾配磁場の印加を所定のシーケンスにより行う
ことにより生じる磁気共鳴信号を受信し、この磁気共鳴
信号を処理して画像を得る磁気共鳴映像装置において、 前記被検体に近接して配置され、インダクタとキャパシ
タの共振回路により構成された高周波コイルと、 前記高周波コイルを介して前記高周波磁場を送信するた
めの送信手段と、 前記高周波コイルのＱ値を低下させる回路手段を含み、
前記高周波コイルを介して前記磁気共鳴信号を受信する
ための受信手段と、 前記高周波コイルと前記送信手段との間および前記高周
波コイルと前記受信手段との間にそれぞれ接続された第
１および第２のスイッチ回路と、 前記高周波磁場の送信時には前記第１のスイッチ回路を
オン状態、前記第２のスイッチ回路をオフ状態に制御し
、前記磁気共鳴信号の受信時には前記第１のスイッチ回
路をオフ状態、前記第２のスイッチ回路をオン状態に制
御するための制御手段と を具備することを特徴とする磁気共鳴映像装置。(2) Magnetic resonance signals generated by applying a static magnetic field to the subject, transmitting a high-frequency magnetic field, and applying a gradient magnetic field in a predetermined sequence are received, and the magnetic resonance signals are processed to obtain an image. The resonance imaging apparatus includes: a high-frequency coil disposed close to the subject and configured by a resonant circuit of an inductor and a capacitor; transmitting means for transmitting the high-frequency magnetic field via the high-frequency coil; and the high-frequency coil. comprising circuit means for reducing the Q value of
a receiving means for receiving the magnetic resonance signal via the high frequency coil; first and second magnetic resonance signals connected between the high frequency coil and the transmitting means and between the high frequency coil and the receiving means, respectively; a switch circuit that controls the first switch circuit to be in an on state and the second switch circuit to be in an off state when transmitting the high frequency magnetic field, and controls the first switch circuit to be in an off state when receiving the magnetic resonance signal. , and control means for controlling the second switch circuit to be in an on state.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2177323A JPH0467844A (en) | 1990-07-06 | 1990-07-06 | Magnetic resonance video device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2177323A JPH0467844A (en) | 1990-07-06 | 1990-07-06 | Magnetic resonance video device |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0467844A true JPH0467844A (en) | 1992-03-03 |
Family
ID=16028972
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2177323A Pending JPH0467844A (en) | 1990-07-06 | 1990-07-06 | Magnetic resonance video device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0467844A (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2003098248A3 (en) * | 2002-05-17 | 2005-06-09 | Medi Physics Inc | Methods, systems, circuits, and computer program products for determining polarization of a gas |
-
1990
- 1990-07-06 JP JP2177323A patent/JPH0467844A/en active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2003098248A3 (en) * | 2002-05-17 | 2005-06-09 | Medi Physics Inc | Methods, systems, circuits, and computer program products for determining polarization of a gas |
| US7275413B2 (en) | 2002-05-17 | 2007-10-02 | Medi-Physics, Inc. | Methods, systems, circuits, and computer program products for determining polarization of a gas |
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