JPH021240A - Ｍｒｉのｒｆ送信コイルのｒｆ同調時におけるｍｒｉのｒｆコイルペアの拡張されたデカプリング - Google Patents
Ｍｒｉのｒｆ送信コイルのｒｆ同調時におけるｍｒｉのｒｆコイルペアの拡張されたデカプリングInfo
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- JPH021240A JPH021240A JP63278496A JP27849688A JPH021240A JP H021240 A JPH021240 A JP H021240A JP 63278496 A JP63278496 A JP 63278496A JP 27849688 A JP27849688 A JP 27849688A JP H021240 A JPH021240 A JP H021240A
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
本発明は、概して核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を用いる磁
気共鳴イメージング（ＭＲＩ）の技術に対するものであ
る。特に、ＭＲＩの共振ＲＦ送信コイルのセットアツプ
同調時におけるＭＲＩのＲＦ受信コイルの特をのデチュ
ーニングを拡張するための方法および装置に対するもの
である。
気共鳴イメージング（ＭＲＩ）の技術に対するものであ
る。特に、ＭＲＩの共振ＲＦ送信コイルのセットアツプ
同調時におけるＭＲＩのＲＦ受信コイルの特をのデチュ
ーニングを拡張するための方法および装置に対するもの
である。
［従来の技術］
市販されているＭＲＩシステムにおいては、電気的に制
御し得るＲＦ受信コイルと関連してＲＦチューニング／
カプリングキャパシタンスを設けることは従来より行な
われている。例えば、そのような電気制御キャパシタン
スは逆バイアスされたバラクタダイオードとして実現さ
れる。そのようなバラクタダイオードは、典型的には、
ダイオードにかかる逆電圧の大きさが減少するにつれて
キャパシタンスが増大し、あるいは、逆に、ダイオード
にかかる逆バイアス電圧の大きさが増大するにつれてキ
ャパシタンスが減少するような、キャパシタンス対電圧
曲線を示す。
御し得るＲＦ受信コイルと関連してＲＦチューニング／
カプリングキャパシタンスを設けることは従来より行な
われている。例えば、そのような電気制御キャパシタン
スは逆バイアスされたバラクタダイオードとして実現さ
れる。そのようなバラクタダイオードは、典型的には、
ダイオードにかかる逆電圧の大きさが減少するにつれて
キャパシタンスが増大し、あるいは、逆に、ダイオード
にかかる逆バイアス電圧の大きさが増大するにつれてキ
ャパシタンスが減少するような、キャパシタンス対電圧
曲線を示す。
商用のＭＲＩシステムは、洗練されたコンピュータ制御
能力を用いるから、それらが既にそのようなバラクタダ
イオードにかかる逆バイアス電圧を適宜制御することに
よりこれら受信コイルの自動コンピュータ制御チューニ
ングを提供していることは当然理解し得る。送受信コイ
ルの共振周波数およびＱ（クォリティファクタ）は、Ｍ
ＲＩプロシージャすなわちイメージング手続きの間、該
コイルにカプリングされる患者の組織の個々の特性にに
より影響されるから、典型的には、コイルがＭＲＩ磁石
等の内部に特定の患者の体に対して配置された後に初期
「セットアツプ」手続きが行なわれる。実際のイメージ
ングシーケンスに先立って、この初期セットアツプフェ
イズの間、オペレータは、通常、送信コイル可変キャパ
シタを所望の共振および最大のカプリング（すなわち、
ＲＦ送信ラインと送信機との整合インピーダンス条件）
が得られるようにチューンする。
能力を用いるから、それらが既にそのようなバラクタダ
イオードにかかる逆バイアス電圧を適宜制御することに
よりこれら受信コイルの自動コンピュータ制御チューニ
ングを提供していることは当然理解し得る。送受信コイ
ルの共振周波数およびＱ（クォリティファクタ）は、Ｍ
ＲＩプロシージャすなわちイメージング手続きの間、該
コイルにカプリングされる患者の組織の個々の特性にに
より影響されるから、典型的には、コイルがＭＲＩ磁石
等の内部に特定の患者の体に対して配置された後に初期
「セットアツプ」手続きが行なわれる。実際のイメージ
ングシーケンスに先立って、この初期セットアツプフェ
イズの間、オペレータは、通常、送信コイル可変キャパ
シタを所望の共振および最大のカプリング（すなわち、
ＲＦ送信ラインと送信機との整合インピーダンス条件）
が得られるようにチューンする。
当該技術において良く知られた種々の理由により、もし
も、分離されたＲＦ受信コイルが使用されるならば、」
二５己セットアツプチューニング手続きの間、該コイル
を送信コイルからデカプルすることが望ましい。例えば
、送信コイルのセットアツプチューニングの間受信コイ
ルバラクタに供給される逆バイアス電圧を最小の大きさ
（すなわちゼロボルト）に減少させることが、これまで
習慣的に行なわれている。この手法によれば、該バラク
タダイオードの釘効キャパンタンスが（うまくいけば）
、効果に、チューンされる送信コイルから受信コイルを
デチューニングし且つデカプリングするのに十分に増大
される。
も、分離されたＲＦ受信コイルが使用されるならば、」
二５己セットアツプチューニング手続きの間、該コイル
を送信コイルからデカプルすることが望ましい。例えば
、送信コイルのセットアツプチューニングの間受信コイ
ルバラクタに供給される逆バイアス電圧を最小の大きさ
（すなわちゼロボルト）に減少させることが、これまで
習慣的に行なわれている。この手法によれば、該バラク
タダイオードの釘効キャパンタンスが（うまくいけば）
、効果に、チューンされる送信コイルから受信コイルを
デチューニングし且つデカプリングするのに十分に増大
される。
しかしながら、もしもチューンされた受信コイルが既に
ゼロボルトに近い逆バイアスを用いていれば、デチュー
ニングの効果は所望の程度まで達成されないかもηＪれ
ない。この所望のデチューニング効果の欠落の可能性は
、たとえばＩＶ数のバラクタが４Ｌ列に（すなわちより
大きなチューニング範囲を１１７るために）接続されて
いる場合には、チューンされたコイルバラクタ電圧は、
概して低いことか望ましいので、−層顕著になる。
ゼロボルトに近い逆バイアスを用いていれば、デチュー
ニングの効果は所望の程度まで達成されないかもηＪれ
ない。この所望のデチューニング効果の欠落の可能性は
、たとえばＩＶ数のバラクタが４Ｌ列に（すなわちより
大きなチューニング範囲を１１７るために）接続されて
いる場合には、チューンされたコイルバラクタ電圧は、
概して低いことか望ましいので、−層顕著になる。
［発明か解決しようとする課題］
そのような従来の自動チューニング技法を用いて、一般
的に最大はぼ２ Ｍ Ｈｚだけ（例えば約１５ Ｍ Ｈ
ｚの共鳴すなわち共振周波数から、それより低い約１３
Ｍ Ｈｚの非共振周波数へ）受信コイルをデチューン
することができる。このことは、送信コイルのチューニ
ングの間受信コイルのいくらかの無視できないデカプリ
ングを与えるので、さらに付加的なデカプリングが望ま
れる。そして、それは１Ｍ数の並列接続バラクタダイオ
ードの使用を可能とするのに都合がよい。このようなデ
カプリングを実現するのが本発明の目的である。
的に最大はぼ２ Ｍ Ｈｚだけ（例えば約１５ Ｍ Ｈ
ｚの共鳴すなわち共振周波数から、それより低い約１３
Ｍ Ｈｚの非共振周波数へ）受信コイルをデチューン
することができる。このことは、送信コイルのチューニ
ングの間受信コイルのいくらかの無視できないデカプリ
ングを与えるので、さらに付加的なデカプリングが望ま
れる。そして、それは１Ｍ数の並列接続バラクタダイオ
ードの使用を可能とするのに都合がよい。このようなデ
カプリングを実現するのが本発明の目的である。
［課題を解決するための手段および作用］そこで、われ
われは、送信コイルのチューニング手続きの間受信コイ
ルのバラクタダイオードに対する適宜なる順バイアス電
圧を印加するだけの単純な手段によりそのような目的を
達成し得ることを見いだした。換言すれば、バラクタダ
イオードバイアス電圧の正常な（すなわち、ダイオード
を逆バイアスするための）極性が（すなわち、ダイオー
ドを順バイアスするように）反転されることにより、受
信コイルの拡張されたデカプリングおよびデチューニン
グを達成する。また、望ましいデカプリングおよびデチ
ューニング効果がバラクタダイオードに対する順バイア
ス電圧の大きさの増大によって増大することも見いたさ
れた。
われは、送信コイルのチューニング手続きの間受信コイ
ルのバラクタダイオードに対する適宜なる順バイアス電
圧を印加するだけの単純な手段によりそのような目的を
達成し得ることを見いだした。換言すれば、バラクタダ
イオードバイアス電圧の正常な（すなわち、ダイオード
を逆バイアスするための）極性が（すなわち、ダイオー
ドを順バイアスするように）反転されることにより、受
信コイルの拡張されたデカプリングおよびデチューニン
グを達成する。また、望ましいデカプリングおよびデチ
ューニング効果がバラクタダイオードに対する順バイア
ス電圧の大きさの増大によって増大することも見いたさ
れた。
また、（全チューン可能キャパシタンスの増大を達成す
るため）並列接続キャパシタンスの使用か、上記新たな
デチューニング手続きにより容易になることも見いださ
れた。
るため）並列接続キャパシタンスの使用か、上記新たな
デチューニング手続きにより容易になることも見いださ
れた。
これらばかりでなく、本発明によるその他の目的および
初点が、以下の本発明の望ましい実施例についての詳細
な記述を図面を参照して注意深く検討することにより一
層完全に理解されるであろつＯ ［実施例］ 第１図に典型的なＭＲＩシステムのいくっがの構成要素
を示す。例えば、患者１ｏは、一般に送信コイル１２お
よび受信コイル１４にカプリングされている。両コイル
は、組み合わされた並列キャパシタンスＣｐにより適宜
なる共鳴すなわち共振周波数にチューニングされ、直列
キャパシタンスＣｓを介してＲＦ送信機１６およびＲＦ
受信機１８に合うように適宜調整される。ＲＦ送信機１
６およびＲＦ受信ｔｌ１８１；！ＭＲＩのＲＦＦ２Ｏ３
組み合わされており、該ＲＦ部２ｏは一般にＭＲ１制御
処理ユニット２２により制御される。
初点が、以下の本発明の望ましい実施例についての詳細
な記述を図面を参照して注意深く検討することにより一
層完全に理解されるであろつＯ ［実施例］ 第１図に典型的なＭＲＩシステムのいくっがの構成要素
を示す。例えば、患者１ｏは、一般に送信コイル１２お
よび受信コイル１４にカプリングされている。両コイル
は、組み合わされた並列キャパシタンスＣｐにより適宜
なる共鳴すなわち共振周波数にチューニングされ、直列
キャパシタンスＣｓを介してＲＦ送信機１６およびＲＦ
受信機１８に合うように適宜調整される。ＲＦ送信機１
６およびＲＦ受信ｔｌ１８１；！ＭＲＩのＲＦＦ２Ｏ３
組み合わされており、該ＲＦ部２ｏは一般にＭＲ１制御
処理ユニット２２により制御される。
ＭＲＩイメージングシーケンスの間、該制御ユニット２
２は、適宜なる磁場勾配コイル（図示せず）を介して静
磁場ＨＯ内に適宜なる磁場勾配が生成される間に、ＲＦ
パルスが、プログラムされたシーケンスに従って、送信
コイル１２を介して患者１０のイ１［織内に送信される
ようにする。ＮＭＲのＲＦレスポンスは、受信コイル１
４を介して受信され、モニタ２４に画像を生成するよう
に（および／または画像データの格納等をするように）
処理される。全体のシステムは一般に適宜なるオペレー
タコンソール２６を介して制御される。
２は、適宜なる磁場勾配コイル（図示せず）を介して静
磁場ＨＯ内に適宜なる磁場勾配が生成される間に、ＲＦ
パルスが、プログラムされたシーケンスに従って、送信
コイル１２を介して患者１０のイ１［織内に送信される
ようにする。ＮＭＲのＲＦレスポンスは、受信コイル１
４を介して受信され、モニタ２４に画像を生成するよう
に（および／または画像データの格納等をするように）
処理される。全体のシステムは一般に適宜なるオペレー
タコンソール２６を介して制御される。
先に述べたように、商業的に入手可能なＭＲＩシステム
は、直列キャパシタンスおよび／または１１シ列チュー
ニングキャパシタンスを有するＲＦ受信コイルを（少な
くとも一部において）適宜逆バイアスされるバラクタダ
イオードにより一般に既に実現している。そのようなバ
イアス制御は、在来のＭＲＩセットアツプ手続きにおけ
るインピーダンス整合および共振のための自動または手
動チューニングの間一般的にライン３ｏを介して提供さ
れる。−Ｌ述したように、制御ユニット２２が、ライン
３０を介して供給される適宜なるバラクタダイオードバ
イアス電圧の変化により、もし必要ならば（例えば送信
コイルのチューニングの間）、分離された受信コイルと
組み合わされたバラクタダイオードを同期的にデチュー
ンすることも行なわれている。従来は、そのようなライ
ン３ｏ上のデチューニングバイアス電圧は、逆バイアス
電圧の大きさを最小値に減少させる形（うまくいけば、
実質的にキャパシタンスを増大させ且つ受信コイル］４
の」（系層波数を低下させる）で行なわれていた。
は、直列キャパシタンスおよび／または１１シ列チュー
ニングキャパシタンスを有するＲＦ受信コイルを（少な
くとも一部において）適宜逆バイアスされるバラクタダ
イオードにより一般に既に実現している。そのようなバ
イアス制御は、在来のＭＲＩセットアツプ手続きにおけ
るインピーダンス整合および共振のための自動または手
動チューニングの間一般的にライン３ｏを介して提供さ
れる。−Ｌ述したように、制御ユニット２２が、ライン
３０を介して供給される適宜なるバラクタダイオードバ
イアス電圧の変化により、もし必要ならば（例えば送信
コイルのチューニングの間）、分離された受信コイルと
組み合わされたバラクタダイオードを同期的にデチュー
ンすることも行なわれている。従来は、そのようなライ
ン３ｏ上のデチューニングバイアス電圧は、逆バイアス
電圧の大きさを最小値に減少させる形（うまくいけば、
実質的にキャパシタンスを増大させ且つ受信コイル］４
の」（系層波数を低下させる）で行なわれていた。
しかしながら、第１図に示されるように、本発明におい
ては、受信コイルバラクタダイオードへのライン３０を
介してのデチューニング制御は、該バラクタダイオード
を順バイアスするようにそして送信コイルのチューニン
グ手続きの間のデチューニングの程度を拡張してデチュ
ーニングさせるように実質的に極性を反転させる。
ては、受信コイルバラクタダイオードへのライン３０を
介してのデチューニング制御は、該バラクタダイオード
を順バイアスするようにそして送信コイルのチューニン
グ手続きの間のデチューニングの程度を拡張してデチュ
ーニングさせるように実質的に極性を反転させる。
在来の商業的に入手可能なＭＲＩシステムは、一般に既
に送信コイルのチューニングの間の受信コイルの（例え
ば、受信コイルに組み合わされたバラクタダイオードに
供給されるバイアス電圧を同期的に自動的な変化をさせ
ることによる）自動デチューニングを備えているから、
制御ユニッ］・２２の制御アルゴリズム内でそのような
自動制御がどのようにプログラムされるかという詳細な
説明についての検討をここであえて行なうことは必要で
あるとは思えない。むしろ、そのような在来の制御アル
ゴリズムはライン３０を介して供給されるデチューニン
グバイアス電圧の極性を反転させるためｍ＝そして該バ
イアス電圧を適切な太きさに制御するためｍ＝に若干変
更されることのみか、必要である。
に送信コイルのチューニングの間の受信コイルの（例え
ば、受信コイルに組み合わされたバラクタダイオードに
供給されるバイアス電圧を同期的に自動的な変化をさせ
ることによる）自動デチューニングを備えているから、
制御ユニッ］・２２の制御アルゴリズム内でそのような
自動制御がどのようにプログラムされるかという詳細な
説明についての検討をここであえて行なうことは必要で
あるとは思えない。むしろ、そのような在来の制御アル
ゴリズムはライン３０を介して供給されるデチューニン
グバイアス電圧の極性を反転させるためｍ＝そして該バ
イアス電圧を適切な太きさに制御するためｍ＝に若干変
更されることのみか、必要である。
従来の典型的なＭＲＩのＲＦ受信コイル回路は第２Ａ図
に示される。バラクタダイオードＤＩ〜Ｄ７は、カプリ
ング／マツチングキャパシタンスＣｓおよび並列チュー
ニングキャパシタンスＣｐの少なくとも一部を与えるよ
うに設けられる。
に示される。バラクタダイオードＤＩ〜Ｄ７は、カプリ
ング／マツチングキャパシタンスＣｓおよび並列チュー
ニングキャパシタンスＣｐの少なくとも一部を与えるよ
うに設けられる。
抵抗Ｒは、ＲＦ回路から直流バラクタダイオードバイア
ス回路を切り離す。スイッチＳｔは、通常、Ｃｐおよび
Ｃｓキャパシタンスの個別の調整のためポテンショメー
タ６２および６４により調整可能なバッテリ６０からの
逆バイアス源に該ダイオードＤｌ〜Ｄ７を接続する。制
御コンピュータからデチューン命令を受けると、リレー
に１がスイッチＳ１の接点をバラクタＤＩ−Ｄ７のバイ
アス制御リードを接地させ逆バイアスを最小のゼロ値に
（あるいはその他の相対的に小さな逆バイアスの大きさ
に）減少させるように動作させる。
ス回路を切り離す。スイッチＳｔは、通常、Ｃｐおよび
Ｃｓキャパシタンスの個別の調整のためポテンショメー
タ６２および６４により調整可能なバッテリ６０からの
逆バイアス源に該ダイオードＤｌ〜Ｄ７を接続する。制
御コンピュータからデチューン命令を受けると、リレー
に１がスイッチＳ１の接点をバラクタＤＩ−Ｄ７のバイ
アス制御リードを接地させ逆バイアスを最小のゼロ値に
（あるいはその他の相対的に小さな逆バイアスの大きさ
に）減少させるように動作させる。
当該技術者は本発明による逆極性および大きさの制御か
多くの異なる方法で達成できることをもちろん認めるで
あろうが、一つの可能な構成が第２Ｂ、図に示される。
多くの異なる方法で達成できることをもちろん認めるで
あろうが、一つの可能な構成が第２Ｂ、図に示される。
第２Ｂ図かられかるように、バラクタダイオードＤ１〜
Ｄ”７は、受信コイル１４に組み合わされるカプリング
／整合キャパシタンスＣｓおよび並列チューニングキャ
パシタンスＣｐ （の少なくとも一部）を与えるように
配設される。適宜な直流バイアス制御回路もまたしかる
べく配置される抵抗ＲによりＲＦから絶縁される。リレ
ーＫ ｌおよびスイッチＳ１の接点は、通常、ポテンシ
ョメータ６２および６４により大きさが調整し得る逆バ
イアス電圧（最小同調バイアスは抵抗６２°および６４
′により決定され、この場合約３ボルトの最小同調バイ
アスとなる）となるようにバラクタに接続される。しか
しながら、制御コンピュータからのデチューン命令がリ
レーコイルに１を作動させると、スイッチＳ１の接点は
、この場合、バッテリ７０からバラクタに２４ボルトの
順バイアスを供給する。
Ｄ”７は、受信コイル１４に組み合わされるカプリング
／整合キャパシタンスＣｓおよび並列チューニングキャ
パシタンスＣｐ （の少なくとも一部）を与えるように
配設される。適宜な直流バイアス制御回路もまたしかる
べく配置される抵抗ＲによりＲＦから絶縁される。リレ
ーＫ ｌおよびスイッチＳ１の接点は、通常、ポテンシ
ョメータ６２および６４により大きさが調整し得る逆バ
イアス電圧（最小同調バイアスは抵抗６２°および６４
′により決定され、この場合約３ボルトの最小同調バイ
アスとなる）となるようにバラクタに接続される。しか
しながら、制御コンピュータからのデチューン命令がリ
レーコイルに１を作動させると、スイッチＳ１の接点は
、この場合、バッテリ７０からバラクタに２４ボルトの
順バイアスを供給する。
第２Ｂ図において、そのような順バイアス電圧は、固定
されたレベルで与えられる。しかしながら、当該技術者
ならばわかるように、受信コイルのデチューニング期間
の間バラクタダイオードへの順バイアスの大きさもｉｌ
ｉ制御可能とするように逆極性バイアス電圧に対して適
宜なる付加的な制御可能なアンテネータを設けてもよい
。
されたレベルで与えられる。しかしながら、当該技術者
ならばわかるように、受信コイルのデチューニング期間
の間バラクタダイオードへの順バイアスの大きさもｉｌ
ｉ制御可能とするように逆極性バイアス電圧に対して適
宜なる付加的な制御可能なアンテネータを設けてもよい
。
第２Ｂ図かられかるように、各バラクタＤ１〜Ｄ７は、
それらに・１し列に接続された同様なバラクタＤ’
Ｄ”の付加的な対を何している。この構成は、バイア
ス電圧の小さな範囲に対してチューンｕＪ能なキャパシ
タンスをより大きな範囲で制御可能とする。それは、ま
た、並列チューニングキャパシタンス内により小さな固
定キャパシタンスＣｐｌを使用することを可能とする。
それらに・１し列に接続された同様なバラクタＤ’
Ｄ”の付加的な対を何している。この構成は、バイア
ス電圧の小さな範囲に対してチューンｕＪ能なキャパシ
タンスをより大きな範囲で制御可能とする。それは、ま
た、並列チューニングキャパシタンス内により小さな固
定キャパシタンスＣｐｌを使用することを可能とする。
第３図に示すように、バラクタダイオードのキャパシタ
ンスは、通常逆バイアスの大きさが増大するにつれて減
少する。バラクタダイオードに対する逆バイアス動作の
（従来および本発明の両方の構成に関する）典型的な範
囲は第３図に示されている。第３図のように、典型的な
従来技術の最小デチューニングバイアス電圧（例えば０
ボルト）はバイアス電圧の可能なチューニング範囲と若
干１ｌｌ（？ｕしている。また、第３図に示される曲線
はバラクタダイオードに関連し得るＲＦ損失も示してい
る。図示のように、そのようなＲＦ損失はダイオードか
逆バイアスされている限り明らかに低いレベルで残って
いる（在来の通常の動作の間も同ｔ′Ｑに存在する）。
ンスは、通常逆バイアスの大きさが増大するにつれて減
少する。バラクタダイオードに対する逆バイアス動作の
（従来および本発明の両方の構成に関する）典型的な範
囲は第３図に示されている。第３図のように、典型的な
従来技術の最小デチューニングバイアス電圧（例えば０
ボルト）はバイアス電圧の可能なチューニング範囲と若
干１ｌｌ（？ｕしている。また、第３図に示される曲線
はバラクタダイオードに関連し得るＲＦ損失も示してい
る。図示のように、そのようなＲＦ損失はダイオードか
逆バイアスされている限り明らかに低いレベルで残って
いる（在来の通常の動作の間も同ｔ′Ｑに存在する）。
しかしながら、ここで提案する本発明によれば、デチュ
ーニング期間の間、バラクタダイオードの極性が十分な
値（例えば、−５ボルト、−１０ボルト、−４０ボルト
等に）まで（例えばダイオードを順バイアスするように
）反転される。第３図から概ね読み取れるように、バラ
クタダイオードがさらに一層順バイアスされてゆくにつ
れて、バラクタのキャパシタンスは増大し続け、しかも
、該キャパシタンスに伴うＲＦ損失は劇的に増大する。
ーニング期間の間、バラクタダイオードの極性が十分な
値（例えば、−５ボルト、−１０ボルト、−４０ボルト
等に）まで（例えばダイオードを順バイアスするように
）反転される。第３図から概ね読み取れるように、バラ
クタダイオードがさらに一層順バイアスされてゆくにつ
れて、バラクタのキャパシタンスは増大し続け、しかも
、該キャパシタンスに伴うＲＦ損失は劇的に増大する。
４つの異なるバラクタダイオードバイアス電圧に対する
送信および受信コイルの間のカプリングを描く図が第４
図に示されている。図のように、中心周波数１４． ５
ＭＨｚ （例えば、送信コイルの中心」（搬用波数）に
おいて、ゼロのバラクタダイオードバイアス電圧は、コ
イル間にほぼ−１５ｄＢの分離を生ずる。しかしながら
、バラクタダイオードが順バイアスされる（例えば、第
２図の回路において接地に対して負の電圧により）と、
デカプリングの大きさは増大する。例えば、５ボルトに
おいて、コイル間のカプリングは２０ｄＢまで減少する
。−２４ボルトにおいては、コイルのカプリングは、さ
らに減少しほぼ一２３ｄＢにまで達する。そして、４０
ボルトの大きさの順バイアスでは、デカプリングはさら
に増大し、はぼ−５６ｄＢにまで達する。これらの順バ
イアスによるデカプリングの度合は全て、従来のデチュ
ーニング技術を用いて得られる値より実質的に大きい（
したがって、−層望ましい）。
送信および受信コイルの間のカプリングを描く図が第４
図に示されている。図のように、中心周波数１４． ５
ＭＨｚ （例えば、送信コイルの中心」（搬用波数）に
おいて、ゼロのバラクタダイオードバイアス電圧は、コ
イル間にほぼ−１５ｄＢの分離を生ずる。しかしながら
、バラクタダイオードが順バイアスされる（例えば、第
２図の回路において接地に対して負の電圧により）と、
デカプリングの大きさは増大する。例えば、５ボルトに
おいて、コイル間のカプリングは２０ｄＢまで減少する
。−２４ボルトにおいては、コイルのカプリングは、さ
らに減少しほぼ一２３ｄＢにまで達する。そして、４０
ボルトの大きさの順バイアスでは、デカプリングはさら
に増大し、はぼ−５６ｄＢにまで達する。これらの順バ
イアスによるデカプリングの度合は全て、従来のデチュ
ーニング技術を用いて得られる値より実質的に大きい（
したがって、−層望ましい）。
このような、拡張されたデカプリングに付随して、送信
コイルの共振周波数から離れた受信コイルの共振周波数
の拡張されたデチューニングも達成される。例えば、デ
チューンされた受信コイルの共振レスポンスが、３つの
異なるバラクタダイオード電圧について第５図に示され
る。図のように、ゼロのバラクタダイオードバイアス電
圧では、受信コイルの共振レスポンスが、公称中心周波
数（例えば、１５ＭＨｚ）からほぼ２，１ＭＨ２（例え
ば、在来の技術により達成されるものと大差ない）たけ
デチューンされる。しかしながら、バラクタダイオード
が５ボルトの大きさで順バイアスされると、受信コイル
の共振レスポンスは、中心周波数からほぼ４．５ＭＨｚ
だけずれる。
コイルの共振周波数から離れた受信コイルの共振周波数
の拡張されたデチューニングも達成される。例えば、デ
チューンされた受信コイルの共振レスポンスが、３つの
異なるバラクタダイオード電圧について第５図に示され
る。図のように、ゼロのバラクタダイオードバイアス電
圧では、受信コイルの共振レスポンスが、公称中心周波
数（例えば、１５ＭＨｚ）からほぼ２，１ＭＨ２（例え
ば、在来の技術により達成されるものと大差ない）たけ
デチューンされる。しかしながら、バラクタダイオード
が５ボルトの大きさで順バイアスされると、受信コイル
の共振レスポンスは、中心周波数からほぼ４．５ＭＨｚ
だけずれる。
＝１０ボルトのバラクタダイオードのバイアスでは、受
信コイルの共振レスポンスは、中心周波数からさらにず
れてほぼ５．４ＭＨｚに達する。
信コイルの共振レスポンスは、中心周波数からさらにず
れてほぼ５．４ＭＨｚに達する。
ここで、明らかにされたように、送信コイルのチューニ
ング手続きの間受信コイルに与えられるバラクタダイオ
ードバイアス電圧の極性を反転させる（そして大きさを
適宜制御する）という単純な手法により、送信コイルか
らの受信コイルの効果的に拡張されたデチューニングお
よびデカプリングが提供される。そして、正常なチュー
ニング・１イアス電圧範囲を制限する（例えば、０から
２５ボルトよりもむしろ３から２５ボルトに）ことによ
り、拡張されたデチューニング効果も達成できる。
ング手続きの間受信コイルに与えられるバラクタダイオ
ードバイアス電圧の極性を反転させる（そして大きさを
適宜制御する）という単純な手法により、送信コイルか
らの受信コイルの効果的に拡張されたデチューニングお
よびデカプリングが提供される。そして、正常なチュー
ニング・１イアス電圧範囲を制限する（例えば、０から
２５ボルトよりもむしろ３から２５ボルトに）ことによ
り、拡張されたデチューニング効果も達成できる。
次の表は従来技術によるデチューニングに対するアプロ
ーチを本発明によるものと比較している。
ーチを本発明によるものと比較している。
表
［従来］
受信ＲＦコイル
のチューニング
デチューニング
［本発明］
受信ＲＦコイル
のチューニング
デチューニング
電圧
（並列）
０〜
＋ ２５ Ｖ
ｖ
（固定）
＋ ３〜
＋ ２５ ■
２４ ｖ
（固定）
電圧
（直列）
Ｏ〜
＋ ２５ ｖ
Ｖ
（固定）
＋ ３〜
＋ ２５ ｖ
２４ Ｖ
（固定）
もしも従来技術の受信コイルのチューニング（デチュー
ニングでない）電圧が（しばしば生じるように）ゼロボ
ルトに近くなることがあれば、デチューニング効果が、
もしもあっても、充分に得られないことは明らかである
。
ニングでない）電圧が（しばしば生じるように）ゼロボ
ルトに近くなることがあれば、デチューニング効果が、
もしもあっても、充分に得られないことは明らかである
。
本発明のただひとつの実施例について詳細に述べたが、
当該技術者は、この実施例をもとにして本発明の新規な
特徴および利点を持つ種々の変形および変更が可能であ
ることはわかるであろう。
当該技術者は、この実施例をもとにして本発明の新規な
特徴および利点を持つ種々の変形および変更が可能であ
ることはわかるであろう。
したがって、そのような変形および変更の施された実施
も本発明の節回である。
も本発明の節回である。
［発明の効果］
本発明によれば、ＲＦ受信コイルの拡張されたデカプリ
ングおよびデチューニングを達成することが可能となる
。
ングおよびデチューニングを達成することが可能となる
。
第１図は本発明を実施するために変形されたＭＲＩシス
テムの模式図、 第２Ａ図はデチューニングのために接地されたリード線
を用いてコンピュータ制御によるスイッチされるバイア
ス電圧源を宵する典型的な従来の１１Ｍ成によるバラク
タダイオードを備えた受信コイルの詳細な模式図、 第２Ｂ図は並列接続バラクタダイオードおよび本発明の
望ましい実施例に従ったスイッチされる極性のデチュー
ニングバイアス電源を備えた受信コイルの詳細な模式図
、 第３図は典型的なバラクタダイオードデバイスにおける
キャパシタンスとそれに伴うＲＦ損失が印加されるバイ
アス電圧の関数として変化する様子の模式的な図、 第４図は異なるバラクタダイオードバイアス電圧につい
ての送受信コイル対の間の相対的カプリングのグラフを
示す図、 第５図はいくつかの選択された異なるバラクタダイオー
ド順バイアス電圧についてのデチューンされる受信コイ
ルの共振レスポンスの図である。 １２・・・送信コイル、１４・・・受信コイル、１６・
・・ＲＦ送信機、１８・・・ＲＦ受信機、２０・・Ｆｖ
ＩＲＩのＲＦ部、２２・・・ＭＲＩの制御処理ユニット
、２４・・・イメージモニタ、−タコンソール。
テムの模式図、 第２Ａ図はデチューニングのために接地されたリード線
を用いてコンピュータ制御によるスイッチされるバイア
ス電圧源を宵する典型的な従来の１１Ｍ成によるバラク
タダイオードを備えた受信コイルの詳細な模式図、 第２Ｂ図は並列接続バラクタダイオードおよび本発明の
望ましい実施例に従ったスイッチされる極性のデチュー
ニングバイアス電源を備えた受信コイルの詳細な模式図
、 第３図は典型的なバラクタダイオードデバイスにおける
キャパシタンスとそれに伴うＲＦ損失が印加されるバイ
アス電圧の関数として変化する様子の模式的な図、 第４図は異なるバラクタダイオードバイアス電圧につい
ての送受信コイル対の間の相対的カプリングのグラフを
示す図、 第５図はいくつかの選択された異なるバラクタダイオー
ド順バイアス電圧についてのデチューンされる受信コイ
ルの共振レスポンスの図である。 １２・・・送信コイル、１４・・・受信コイル、１６・
・・ＲＦ送信機、１８・・・ＲＦ受信機、２０・・Ｆｖ
ＩＲＩのＲＦ部、２２・・・ＭＲＩの制御処理ユニット
、２４・・・イメージモニタ、−タコンソール。
Claims (5)
- （１）ＭＲＩのＲＦ送信コイルのチューニング中ＭＲＩ
のＲＦ受信コイルを該送信コイルからデカプリングする
方法において、 上記受信コイルに回路的に接続された少なくとも１つの
バラクタダイオードエレメントに順バイアスを印加する
ステップ を有する方法。 - （２）請求項１の方法において、上記受信コイルは、少
なくとも１対の並列接続されたバラクタダイオードに並
列同調回路を構成して接続され、且つ他の少なくとも１
対の並列接続されたバラクタダイオードを含むＲＦカプ
リング回路にも接続され、上記バラクタダイオードは、
所定の電圧で逆バイアスされたときに所定のキャパシタ
ンスを与え、上記印加するステップは、上記複数のバラ
クタダイオードエレメントに、キャパシタンスおよびそ
の抵抗損失を顕著に増大させるような順バイアスの印加
を有する方法。 - （３）ＲＦ送信コイルと、 上記ＲＦ送信コイルを所定のＲＦ周波数において共振お
よびマッチングされたインピーダンス状態とするように
チューニングするための制御手段と、 電気的にチェーンし得る第２のバラクタダイオードエレ
メントを含むＲＦ受信コイルと を具備し、且つ 上記制御手段は、上記第２のバラクタダイオードエレメ
ントに順バイアスを印加することにより、上記ＲＦ送信
コイルの上記チューニングの間、該ＲＦ受信コイルを低
Ｑの非共振状態とすべく自動的にデチューニングするた
めの手段を含むＭＲＩシステム。 - （４）請求項３のＭＲＩシステムにおいて、上記ＲＦ受
信コイルは、 インダクタンスと、 チューニングバイアス電圧接続を備えた複数の並列接続
バラクタダイオードを含む並列チューニングキャパシタ
ンスと、 各々チューニングバイアス電圧接続を備えた複数の並列
接続バラクタダイオードを含む１対のバランス直列キャ
パシタンスと を具備し、且つ 上記制御手段は、ＲＦ受信コイルのチューニングバイア
ス電圧接続に供給される電圧の極性を反転するための手
段を含むシステム。 - （５）少なくとも１個の回路的に接続され且つそれに接
続される逆バイアス電圧により機能するキャパシタンス
を与えるバラクタダイオードを有するＲＦ受信コイル組
立と、 上記ダイオードを順バイアスして上記受信ＲＦコイル組
立をデチューンすべく上記バイアス電圧の極性を反転さ
せるための手段と を具備するＭＲＩ装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US115,723 | 1987-11-02 | ||
| US07/115,723 US4855680A (en) | 1987-11-02 | 1987-11-02 | Enhanced decoupling of MRI RF coil pairs during RF tuning of MRI RF transmit coil |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH021240A true JPH021240A (ja) | 1990-01-05 |
| JP2686112B2 JP2686112B2 (ja) | 1997-12-08 |
Family
ID=22363051
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63278496A Expired - Lifetime JP2686112B2 (ja) | 1987-11-02 | 1988-11-02 | Ｍｒｉのｒｆ送信コイルのｒｆ同調時におけるｍｒｉのｒｆコイルペアの拡張されたデカプリング |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4855680A (ja) |
| EP (1) | EP0315382B1 (ja) |
| JP (1) | JP2686112B2 (ja) |
| AT (1) | ATE123344T1 (ja) |
| DE (1) | DE3853907D1 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2023062873A (ja) * | 2021-10-22 | 2023-05-09 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Families Citing this family (27)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2647139B2 (ja) * | 1988-05-24 | 1997-08-27 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴装置のプローブヘッド |
| CA2010899A1 (en) * | 1989-02-27 | 1990-08-27 | George J. Misic | Intracavity probe and interface device for mri imaging and spectroscopy |
| DE9012639U1 (de) * | 1989-09-18 | 1990-10-31 | Siemens AG, 8000 München | Fehlersichere Entkopplung von Sende- und Empfangsantennen bei Kernspinresonanzgeräten |
| US5075624A (en) * | 1990-05-29 | 1991-12-24 | North American Philips Corporation | Radio frequency quadrature coil construction for magnetic resonance imaging (mri) apparatus |
| DE4030878A1 (de) * | 1990-09-29 | 1992-04-02 | Siemens Ag | Doppel-oberflaechenspule fuer ein kernspinresonanzgeraet |
| US5258718A (en) * | 1990-12-04 | 1993-11-02 | Siemens Aktiengesellschaft | Nuclear magnetic resonance tomography apparatus |
| US5621323A (en) * | 1991-11-29 | 1997-04-15 | Magnetic Research, Inc. | Surface coil elements |
| US5451873A (en) * | 1993-10-05 | 1995-09-19 | Schlumberger Technology Corporation | Method and apparatus for determining the in situ larmor frequency of a wellbore NMR tool to compensate for accumulation of magnetic material on the magnet housing of the tool |
| US5483158A (en) * | 1993-10-21 | 1996-01-09 | The Regents Of The University Of California | Method and apparatus for tuning MRI RF coils |
| US5461314A (en) * | 1993-10-21 | 1995-10-24 | The Regents Of The University Of California | MRI front end apparatus and method of operation |
| DE19635029C1 (de) * | 1996-08-29 | 1998-02-19 | Siemens Ag | Lokalantenne für ein Magnetresonanzgerät |
| AU2003223429A1 (en) | 2002-04-05 | 2003-10-27 | University Of Rochester | Cryogenically cooled phased array rf receiver coil for magnetic resonance imaging |
| GB0209756D0 (en) | 2002-04-29 | 2002-06-05 | Imp College Innovations Ltd | Magnetic resonance imaging receive circuit |
| US7747310B2 (en) * | 2002-05-16 | 2010-06-29 | Medrad, Inc. | System and method of obtaining images and spectra of intracavity structures using 3.0 Tesla magnetic resonance systems |
| CN100397092C (zh) * | 2004-06-17 | 2008-06-25 | 西门子（中国）有限公司 | 磁共振成像系统的接收线圈回路 |
| CN100372500C (zh) * | 2004-07-02 | 2008-03-05 | 西门子（中国）有限公司 | 磁共振成像系统阵列接收线圈 |
| JP4848377B2 (ja) * | 2004-11-15 | 2011-12-28 | メドラッド インコーポレーテッド | 高領域磁気共振システムを用いて腔内構造の画像とスペクトルを得るのに用いる腔内用プローブ及びその為のインターフェイス |
| US7616000B2 (en) * | 2007-11-15 | 2009-11-10 | General Electric Company | Ultra low output impedance RF power amplifier for parallel excitation |
| JP5658750B2 (ja) | 2009-06-19 | 2015-01-28 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | メモリスタを使用したｍｒｉｒｆコイル |
| US9486158B2 (en) | 2010-07-02 | 2016-11-08 | The United States Of America, As Represented By The Secretary, Department Of Health And Human Services | Active adaptive detuning systems and methods for interventional devices |
| DE102012204798B3 (de) | 2012-03-26 | 2013-04-11 | Bruker Biospin Ag | Elektronisches Interface für NMR-Empfangsresonatoren |
| WO2014096997A1 (en) | 2012-12-20 | 2014-06-26 | Koninklijke Philips N.V. | Automated decoupling of rf receive coil elements |
| US10215818B2 (en) * | 2013-04-23 | 2019-02-26 | Koninklijke Philips N.V. | Single coaxial interface for magnetic resonace (MR) coils |
| US10613166B2 (en) | 2015-05-18 | 2020-04-07 | General Electric Company | Apparatus and method for decoupling an MRI receive coil |
| EP3546971A1 (en) * | 2018-03-29 | 2019-10-02 | Koninklijke Philips N.V. | Radio frequency (rf) antenna element with a (de)tuning system |
| EP4001944A1 (en) * | 2020-11-12 | 2022-05-25 | Koninklijke Philips N.V. | Radio frequency receiver with detection of a malfunction of a detune circuit |
| WO2023046121A1 (zh) * | 2021-09-24 | 2023-03-30 | 武汉联影生命科学仪器有限公司 | 接收线圈的调谐装置、低温探头和磁共振装置 |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61288848A (ja) * | 1985-06-17 | 1986-12-19 | 株式会社日立製作所 | Ｎｍｒイメ−ジング装置用プロ−ブ |
| JPS6243547A (ja) * | 1985-08-21 | 1987-02-25 | Hitachi Ltd | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4207530A (en) * | 1977-09-12 | 1980-06-10 | Motorola, Inc. | Electrically tunable inductor and method |
| US4620155A (en) * | 1984-08-16 | 1986-10-28 | General Electric Company | Nuclear magnetic resonance imaging antenna subsystem having a plurality of non-orthogonal surface coils |
| US4714886A (en) * | 1985-07-16 | 1987-12-22 | President And Fellows Of Harvard College | Magnetic resonance analysis of substances in samples that include dissipative material |
| US4717881A (en) * | 1985-11-15 | 1988-01-05 | Technicare Corporation | Radio frequency coils for nuclear magnetic resonance imaging systems |
| DE3771630D1 (de) * | 1986-09-22 | 1991-08-29 | Siemens Ag | Kernspin-resonanzgeraet zur ermittlung von spektren oder bildern eines untersuchungsobjektes. |
| NL8603250A (nl) * | 1986-12-22 | 1988-07-18 | Philips Nv | Magnetisch resonantie-apparaat met pin-diode ontkoppelde detektiespoel. |
| NL8603252A (nl) * | 1986-12-22 | 1988-07-18 | Philips Nv | Magnetisch resonantie-apparaat met verstemde rf-spoel. |
-
1987
- 1987-11-02 US US07/115,723 patent/US4855680A/en not_active Expired - Fee Related
-
1988
- 1988-10-28 AT AT88310165T patent/ATE123344T1/de not_active IP Right Cessation
- 1988-10-28 DE DE3853907T patent/DE3853907D1/de not_active Expired - Lifetime
- 1988-10-28 EP EP88310165A patent/EP0315382B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1988-11-02 JP JP63278496A patent/JP2686112B2/ja not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61288848A (ja) * | 1985-06-17 | 1986-12-19 | 株式会社日立製作所 | Ｎｍｒイメ−ジング装置用プロ−ブ |
| JPS6243547A (ja) * | 1985-08-21 | 1987-02-25 | Hitachi Ltd | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2023062873A (ja) * | 2021-10-22 | 2023-05-09 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0315382A2 (en) | 1989-05-10 |
| US4855680A (en) | 1989-08-08 |
| JP2686112B2 (ja) | 1997-12-08 |
| ATE123344T1 (de) | 1995-06-15 |
| EP0315382A3 (en) | 1990-08-22 |
| EP0315382B1 (en) | 1995-05-31 |
| DE3853907D1 (de) | 1995-07-06 |
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