JP2015020075A5

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Filing date: 2014-07-18
Publication date: 2017-07-20
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Description

磁気共鳴トモグラフィシステムおよび該磁気共鳴トモグラフィシステムを用いたＭＲＩイメージング方法

本発明は、磁気共鳴トモグラフィシステムおよび該システムを用いたＭＲＩイメージング方法に関する。

磁気共鳴トモグラフィによって物体または患者を検査するための磁気共鳴装置（ＭＲＩ）は、たとえばDE 10314215 B4またはUS 4680549 (1985)から公知であり、あるいは"Inductive Coupled Local TX Coil Design", W. Wang, X. Lu, J. You, W. Zhang, H. Wang, H. Greim, M. Vester, J. Wang, SiemensMindit MagneticResonance Ltd. ShenZ-hen/GuangDong, Siemens Medical Solutions Magnetic Resonance/ Erlangen, ISMRM 2010から公知である。

DE 10314215 B4 US 4680549

"Inductive Coupled Local TX Coil Design", W. Wang, X. Lu, J. You, W. Zhang, H. Wang, H. Greim, M. Vester, J. Wang, SiemensMindit MagneticResonance Ltd. ShenZ-hen/GuangDong, Siemens Medical Solutions Magnetic Resonance/ Erlangen, ISMRM 2010

本発明の課題は、ＭＲＩイメージングを最適化することにある。

本発明によればこの課題は、それぞれ少なくとも１つの高周波送信アンテナを備えた少なくとも２つの高周波送信コイル装置が設けられており、高周波送信コイル装置は、磁気共鳴トモグラフィシステムの送信装置により駆動されて、高周波パルスを送信する、磁気共鳴トモグラフィシステム、ならびにこのシステムを用いたＭＲＩイメージング方法により解決される。

従属請求項ならびに以下の説明には、有利な実施形態が示されている。

次に、図面を参照しながら実施例に基づき、本発明のさらに別の特徴ならびに可能な実施形態の利点について説明する。

制御装置に接続されたＭＲＩシステムの送信装置を略示した斜視図ＭＲＩシステムの２つの送信装置を時間をずらして駆動する可能性を略示したタイムチャートＭＲＩシステムの概略図

（特に技術的バックグラウンドを説明するためにも）図３には、（遮蔽空間またはファラデーケージＦ内に設けられた）イメージング用磁気共鳴装置ＭＲＩ１０１が示されている。この装置には、管状空間１０３とともにボディコイル１０４が設けられており、イメージング方式により物体たとえば（患者などの）被検体１０５の記録を生成する目的で、管状空間１０３内において（ローカルコイル装置１０６が設置されたまたは設置されていない）被検体１０５とともに、患者寝台１０２を移動させることができる。ここでは被検体である患者の上にローカルコイル装置１０６が配置されており、このローカルコイル装置１０６により、ＭＲＩの局所領域（撮像視野またはＦＯＶとも称する）において、撮像視野内の被検体１０５の部分領域の記録を生成することができる。ローカルコイル装置１０６の信号は、たとえば同軸ケーブルまたは無線（１６７）等を介してローカルコイル装置１０６に接続可能なＭＲＩ１０１の評価装置（１６８，１１５，１１７，１１９，１２０，１２１等）により評価することができる（たとえば画像への変換、記憶または表示）。

磁気共鳴装置ＭＲＩ１０１を用い、被検体１０５（対象物体または患者）を磁気共鳴イメージングによって検査できるようにする目的で、時間的および空間的な特性に関して極めて厳密に調整された種々の磁場が、被検体１０５に入射される。ここではトンネル状開口部１０３を備えた測定室内に配置された強力な磁石（多くはクライオマグネット１０７）によって、たとえば０．２テスラ〜３テスラあるいはそれ以上にも及ぶ強い主静磁場Ｂ₀が生成される。被検体１０５は患者寝台１０２の上に寝かされたまま、観察領域ＦｏＶ（撮像視野）において主磁場Ｂ₀のほぼ均質な領域に動かされる。被検体１０５の原子核の核スピンが、磁気的な高周波励起パルスＢ１（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）によって励起される。この励起パルスは、高周波アンテナ（および／または必要に応じてローカルコイル装置１０６）によって放射される。高周波アンテナは、ここでは（たとえば複数の部分から成り、たとえばリング１０８ａ，１０８ｂ，１０８ｃ，縦長のロッド１０８ｄ〜１０８ｈで略示された）高周波アンテナ１０８として、ごく簡略的に描かれている。高周波励起パルスはたとえばパルス発生ユニット１０９によって生成され、パルス発生ユニット１０９はパルスシーケンス制御ユニット１１０により制御される。高周波励起パルスは高周波増幅器１１１によって増幅された後、高周波アンテナ１０８へ導かれる。ここに示した高周波システムは概略的に描いたものにすぎない。２つ以上のパルス発生ユニット１０９および２つ以上の高周波アンテナ１０８ａ，ｂ，ｃが、１つの磁気共鳴装置１０１に設けられることも多い。

さらに磁気共鳴装置１０１には、傾斜磁場コイル１１２ｘ、１１２ｙ、１１２ｚも設けられており、測定にあたりこれらの傾斜磁場コイルによって、測定信号の選択スライス励起と空間コーディングのために傾斜磁場Ｂ_G（ｘ、ｙ、ｚ、ｔ）が放射される。傾斜磁場コイル１１２ｘ，１１２ｙ，１１２ｚは、傾斜磁場コイル制御ユニット１１４（および必要に応じて増幅器Ｖｘ，Ｖｙ，Ｖｚ）により制御され、これもパルス制御ユニット１０９と同様にパルスシーケンス制御ユニット１１０と接続されている。

（被検体内の原子核の）励起された核スピンから送出される信号は、ボディコイル１０４および／または少なくとも１つのローカルコイル装置１０６によって受信され、これに対応して設けられた高周波増幅器１１６によって増幅され、受信ユニット１１７によってさらに処理されてディジタル化される。記録された測定データはディジタル化され、複素数値としてｋ空間行列に格納される。値の格納されたｋ空間行列から多次元フーリエ変換によって、対応するＭＲ画像を再現することができる。

送信モードでも受信モードでも駆動することのできるコイルに対し、たとえばボディコイル１０４またはローカルコイル１０６に対し、前段に接続された送受信分岐１１８を介して適正な信号転送が制御される。

画像処理ユニット１１９は測定データから画像を生成し、この画像は操作コンソール１２０によってユーザに表示され、および／または記憶ユニット１２１に格納される。中央計算ユニット１２２は、設備の個々のコンポーネントを制御する。

今日、ＭＲトモグラフィにおいては、一般的にいわゆるローカルコイル装置（Coils, Local Coils）によって、信号雑音比（ＳＮＲ）の高い画像が記録される。これらのローカルコイル装置は、被検体１０５の上（腹側）または下（背側）または中に配置されるアンテナシステムである。ＭＲ測定の際、励起された核によって、ローカルコイルの個々のアンテナに電圧が誘導され、この電圧は低雑音プリアンプ（たとえばＬＮＡ Low Noise Amplifier、Preamp）により増幅され、ついで受信エレクトロニクス装置へ転送される。高解像度画像であっても信号雑音比を向上させるために、いわゆる高磁場装置が用いられる（１．５Ｔ〜１２Ｔあるいはそれ以上）。利用可能な受信機よりも多くの個別アンテナをＭＲ受信システムに接続できる場合には、受信アンテナと受信機との間に、たとえばスイッチマトリックス（ＲＣＣＳとも称する）が組み込まれる。このスイッチマトリックスによって、目下アクティブな受信チャネル（たいていは現在、磁石の視野内に位置する受信チャネル）が、利用可能な受信機へルーティングされる。このようにすることによって、利用可能な受信機よりも多くのコイルアンテナを接続することができる。なぜならば全身をカバーする場合、ＦｏＶ（撮像視野）もしくは磁石の均質体積に位置するコイルだけを読み出せばよいからである。

ローカルコイル装置１０６と呼ばれるのは、たとえば一般にはアンテナシステムであって、これはたとえば１つのアンテナ素子によって構成することができ、あるいは複数のアンテナ素子（特にコイル素子）から成るアレイコイルとして構成することができる。個々のアンテナ素子は、たとえばループアンテナ（ループ）、バタフライ、フレックスコイル、または鞍形コイルとして形成されている。ローカルコイル装置にはたとえば、コイル素子、プリアンプ、その他のエレクトロニクス装置（定在波トラップ等）、ケーシング、載置部材、ＭＲＩ装置への接続に用いられる少なくとも１つのプラグ付きケーブル、などが含まれている。装置側に取り付けられた受信機１６８は、ローカルコイル１０６からたとえば無線等により受信した信号をフィルタリングしてディジタル化し、それらのデータをディジタル信号処理装置へ転送する。ディジタル信号処理装置は測定により得られたデータから、たいていは１つの画像またはスペクトルを導出して、ユーザが利用できるようにし、たとえばあとでユーザが診断に利用し、あるいは記憶装置に格納する。

図１〜図３には、本発明の実施例の詳細が示されている。

核スピントモグラフィにおいてローカル送信コイル装置（= LC = Local coils = ローカルコイル）を使用することにより、様々な利点を得ることができる。これによっていっそう高いＢ１磁場ピーク値（Ｂ１磁場極値）および／またはいっそう高いＢ１磁場平均値（Ｂ１磁場平均値）を達成することができる。殊にＢ１ピーク値が高くなると、著しく高いＢ１値を極めて短時間に必要とする用途（たとえば短いエコー時間、インプラントにおけるアーチファクトを抑圧するための「メタルイメージング」"metall imaging"、分光分析など）において有利となる可能性がある。しかもローカル送信コイル装置は、それらが送信磁場を体の特定の部位（たとえば被検体の左膝）にのみ適用し、ＭＲＩのボディコイル内に位置する（被検体の）全身には適用しない場合、ＳＡＲの制限において利点をもたらすことができる。さらに送信磁場の制限と異なる磁場経過特性とにより、プロトコルのデザイン（たとえば位相エンコードの方向についてなど）において利点をもたらすことができる。その理由は、検査すべきではない体の他の部位に対し送信磁場が作用しなければ、それらの部位からの重畳を著しく抑圧できるからである。たとえば膝または頭部のイメージング記録を行う場合、膝または頭部のためのローカルコイルによる照射がｚ方向において僅かであれば、ｚ方向の位相エンコード方向は僅かな位相オーバーサンプリングで十分可能だからである。これらの利点は、送信装置において単一チャネルで送信するコイルについてもマルチチャネルで送信するコイルについてもあてはまる。

ただしローカル送信コイルを使用する場合、１つの欠点が生じる。すなわち、局所的に強く制限され、場合によってはいくらか不均質なローカルコイルの送信磁場を用いて、必ずしもすべての検査をうまく処理できるわけではない。たとえばローカル送信コイルによる頭部検査に続いて、Ｃスピン検査を実施しようとするならば、コイルを交換して患者のポジションを変更することになるかもしれない。

ローカル送信コイルの利点を挙げるとすれば、以下のとおりである：
−Ｂ１ピークを高めることができる。
−広域的なＳＡＲを低下させることができる。
−送信コイル（ＴＸ）をボディコイルＢＣよりも簡単に被検組織からいくらか離して配置できれば（ボディコイルの場合にはこれは磁石直径の負担となるかもしれず、コストがかかる可能性がある）、局所的なＳＡＲを低下させることができる。
−プロトコル選択をいっそう好適なものにするために磁場プロフィルの局所化を強めることができ、あるいは送信（ＴＸ）プロフィル（ＰＴＸ）の直交性を向上させることができる。

その際、以下のような問題が発生する可能性がある。すなわち今日のローカル送信コイルは、システムに接続されている場合には、それらがもっぱら送信コイルとして用いられなければならず、ＭＲＩのボディコイルＢＣを用いた送信は、安全上の理由から（ボディコイルとローカルコイルが誘導結合し、ボディコイルからの磁場がローカル送信コイルによってフォーカシングされることで患者が火傷してしまうのを防止するために）、送信コイルとしてローカル送信コイルＴＸが存在しているときには許可することができない。目下のところ知られているかぎりでは、いわゆる誘導結合式送信コイルだけが特別な役割を担っている（Wang, Verster等による"Inductive Coupled Local TX Coil Design"）。この場合、ローカル送信コイルは、ケーブルを介して送信電力を供給されるのではなく、誘導結合によりボディコイルＢＣによって給電される。他の場合であれば望ましくない磁場のフォーカシングが、この場合には所期のように適正に調量されて利用される。しかしながら現在知られているかぎり、コイルが存在しているときにそれよりも大きいコイル（ボディコイルＢＣ）により送信を行うことができ、「望ましくない」コイルが離調され、したがって一方または他方の送信コイルの選択を行えるモードは、両方のタイプの送信コイル（ケーブル接続式または誘導結合式）のために、設けられていない。

ＭＲシステムの制御により、ＭＲＩのボディコイルＢＣとＭＲＩのローカルコイルＴＸとを選択的に用いて送信可能なコイル装置は、これまで実現されていない。このようにすることで、１つの検査／シーケンスタイプ（たとえば単純な頭部イメージング）のためにローカル送信コイルの利点を利用することができ、（たとえばそのあとで）いっそう広い領域を、その間に患者のポジションを変更する必要なく、ボディコイルＢＣによって（たとえばＣスピンイメージングのために）照射することができる。このようなコイル装置、これに属する回路アーキテクチャ、制御、ならびに検査シーケンスは互いにいっしょになって、あるいは個別のテーマとして、本発明の実施形態の対象である。

コイル装置：
たとえば図１または図３の場合、２つの送信コイル装置１０４，１０６がＭＲＩシステム１０１内に設けられている。この場合、送信コイル装置（たとえばローカルコイルＬＣ１０６）を、いっそう大きいコイル装置（たとえばボディコイルＢＣ１０４）内に設けることができ、あるいは２つのたとえば類似した大きさの送信コイル装置を、ＭＲＩ装置１０１内のそれぞれ異なる場所に設けることができる。両方の送信コイル装置を、離調回路（たとえばＰＩＮダイオードなどのようなスイッチにより切り替えられる共振回路）によって交互的にまたは同時に、同調（送信のための共振）または離調（一方の送信コイル装置が送信しているときに、他方の送信コイル装置が不所望にいっしょに共振してしまう、あるいは他方が送信しているときに一方が共振することを避けるため）させることが可能である。その際に離調回路を、一方の送信コイル装置が他方の送信コイル装置において誘導させる可能性のある高い電圧によって、（十分な作用の）離調を必ず生じさせるように設計することができる。

離調のために考えられる回路アーキテクチャを、以下のものとすることができる：
−解決手段１：送信コイル装置を、ケーブルＴＸ−Ｋ１，ＴＸ−Ｋ２，ＴＸ−Ｋ３，ＴＸ−Ｋ４を介して印加される比較的高い電圧によって離調させることができる（このための典型的な電圧：５０〜５００Ｖ）。
−解決手段２：送信コイル装置を、比較的低い電圧によって予備離調させることができる（このための典型的な電圧：１〜５０Ｖ）。（上述の）高い電圧（特に直流電圧）は、たとえば（ＰＩＮダイオード）スイッチによる離調に適しており、この高電圧はたとえば、たとえば誘導結合された送信コイル装置の高周波交番磁界から電圧を取り出す整流回路によって形成される。

安全技術上の理由から、送信コイル装置（付加的な受信コイルを有することもでき、または送信コイルを受信に利用することもできる）を、以下のように構成するのが有利である。ただし、必ずしも以下のように構成しなくてもよい。すなわち、プラグがＭＲＩ装置１０１に（たとえば患者寝台に設けられた端子を介して）差し込まれていない場合（たとえば差し込みを忘れたため）、送信コイル自体が高周波磁場により離調されるようにし（つまり受動的に離調されるようにし）、外部電源によって電圧／電流が供給されることによりはじめて、離調回路が動作するように切り替えられ、コイル装置が共振し、送信に使用できるように構成するのである。

磁気共鳴トモグラフィシステムの送信装置１０９によって高周波送信コイル装置１０４；１０６を駆動することにより高周波電力を供給するための回路アーキテクチャ：
第１の解決手段１として考えられるのは、ケーブル（たとえば図１のＴＸ−Ｋ１，ＴＸ−Ｋ２，ＴＸ−Ｋ３，ＴＸ−Ｋ４）を介した高周波パルス（ＲＦ−Ｐ１〜ＲＦ−Ｐ８）の供給である。

第２の解決手段２として考えられるのは、（たとえば受動的に）誘導結合された電力による給電である。

検査フローを以下に例示する。

別の送信コイル装置１０６，１０４が存在するときに、送信コイル装置１０４，１０６によって、たとえ両方の送信コイルが互いに強く結合されていたとしても、送信を行うことができ、あるいはその逆の別の送信コイルによる送信も可能である。

たとえば被検体の全体像を生成するために、ボディコイル（body coil = BC）１０４として構成された送信コイル装置を用い、局所的な検査を行うとき、ローカルコイル１０６として構成されたローカル送信コイル装置を用いる。

あるいはたとえば、頭部送信コイルを用いて頭部検査を行うことができ、ボディコイル１０４を用いて脊椎検査（たとえばＣスピン）を行うことができる。

あるいはたとえば、頸部血液の局所的な励起およびラベリングされた頭部血液のイメージング（arterial spin labeling 動脈スピンラベリング）を、頸部送信コイルによって行うことができ、その後、ボディコイル１０４を用いて（慣用の）頭部検査を行うことができる。

これらすべての検査を、患者のポジションを変えたりコイルを取り替えたりしなくても、適切な駆動と離調のコンセプトだけで実現することができる。

離調および電力供給のためのいくつかの回路自体は今日、少なくとも国内で知られた従来技術である。ここで新規であるのは、（高周波）送信コイル装置とそれらの駆動制御とを組み合わせて、高周波送信コイル装置によって、他の（１つまたは複数の）高周波送信コイル装置が存在しているときに、送信が許可され送信を行えるようにすることであり、あるいはその逆が可能となるようにすることであり、さらに離調を、離調された送信コイル装置からは患者に対する危険が生じず、かつ目下送信している送信コイル装置の送信磁場が著しく歪むことがないよう、設計することである。

その際にこれらのコイル装置は、それぞれ異なる放射ボリュームと磁場経過特性を有しており、まさにこの相違を、コイル交換や患者のポジション変更といった欠点を伴わずに、上述の利点を得るために用いることができる。

さらにここで考えられるのは、ある１つの検査／シーケンスから次の検査／シーケンスに進むときにだけ、ある送信コイル装置から別の送信コイル装置へ送信が切り替えられるのではなく、今後の用途のために、両方のコイル装置タイプ間の著しく迅速な切り替え（たとえば１０μｓ〜１００ｍｓのタイミング）が望まれる可能性があることである。このことは、ＭＲＩ装置１０１の制御装置１０９が、あるシーケンスタイプから次のシーケンスタイプへ進むときだけでなく、送信パルスごとに、どの送信コイル装置が送信を行うのかを選択できるようにすることによって、実現される。

極めて特別な用途のために可能な両方のコイル相互間の分離は、偏波分離である。すなわちこの場合、それらのコイルは、たとえば互いに直交する偏波方向で送信を行う（たとえばボディコイル１０４は垂直方向だけで偏波を行い、ローカルコイル１０６は水平方向だけで偏波を行う）。このようなやり方は、場合によっては適用事例のうちいくつかの事例でしか用いることができないかもしれない。なぜならば、他の欠点（たとえばＳＡＲなどに関する欠点）を伴う可能性があるからである。

以下の点に本発明の進歩性があるということができる。すなわち、送信を行う（場合によっては互いに強く誘導結合された）２つまたはそれよりも多くの送信コイル装置を、それらのＴＸ放射およびＴＸ磁場経過特性が種々の適用事例においてそれぞれコイル固有の利点（いっそう高いＢ１ピーク、いっそう大きいＦｏＶ、いっそう均質なＢ１経過特性）を有するように構成する点である。これらの利点は、ＭＲＩ装置１０１のローカルコイル１０６の仕様を以下のように選定し、以下のように駆動制御できるようにすることによって、利用可能となる。すなわち送信を行う送信コイル装置１０４，１０６による送信を、別の送信コイル１０６，１０４が存在するときに行うことができるようにし（これとは逆のことも可能となるようにし）、送信を行う送信コイル装置において使用されていない（離調された）コイルによっても、そのつど患者１０５に対する危険が発生せず、あるいは送信を行う別の送信コイル装置１０６，１０４の磁場経過特性に、望ましくない影響が及ぼされないようにするのである。このようにすることで、送信を行うローカル送信コイル装置１０６（ただしたとえばＮ＝Ｉ−Ｘ個の送信チャネルとＭ＝１−Ｙ個の受信チャネルを備えたハイブリッドコイルであってもよい）を、送信を行ういっそう大きい送信コイル（たとえばボディコイル１０４）の送信磁場内にそのままにしておきながら、個々の検査にとって最良の特性を有する送信コイル装置１０６／１０４だけを、検査に利用することができる。

詳細には図１に簡略的に示されているように、（高周波パルスを発生する送信機を含む）制御装置１０９に、（たとえば図２のＲＦ−Ｐ１〜ＲＦーＰ４のような高周波パルスと高周波送信電力を伝送するための）送信ケーブルＴＸ−Ｋ１，ＴＸ−Ｋ２，ＴＸ−Ｋ３を介して、ＭＲＩ装置１０１の複数の送信コイル装置１０４，１０６が接続されており、送信を行うこれらの送信コイル装置１０４，１０６は、それぞれ制御装置１０９によって駆動制御され、（たとえば図２に示されているように）高周波パルスを送信する。

図１には、複数のアンテナ１０８ａ，１０８ｂ，１０８ｃ，１０８ｄ，１０８ｅ，１０８ｆ，１０８ｇ，１０８ｈを備えたボディコイル（=body coil = BC）１０４の形式の高周波送信コイル装置と、（たとえばアレイとして構成された）複数のアンテナＴＸ１，ＴＸ２，ＴＸ３等を備えた（任意の形状および配置の）ローカルコイル１０６の形式の高周波送信コイル装置が示されており、これには場合によっては固有の受信アンテナＲＸも設けられている。この場合、高周波パルスを送信させるために、アンテナＴＸ１，ＴＸ２，ＴＸ３等を選択的に個別に、および／または複数をいっしょに／同時に、駆動制御することができる。

高周波送信コイル装置であるボディコイル１０４とローカルコイル１０６は、互いに誘導結合可能であり、または分離可能である。

（送信機を備えた）送信装置１０９は、たとえば時点ｔにおいて、複数の高周波送信コイル装置１０４，１０６のうち常に１つのコイル装置だけを制御して、高周波パルスを送信させる一方、有利には別の高周波送信コイル装置１０６，１０４は、特定の周波数をもつ特に高周波パルスに対し（能動的および／または受動的に）離調される。

詳細には図２には、制御および送信装置１０９により各時点（ｔ）において、ローカルコイル１０６として構成された高周波送信コイル装置（ボディコイル＝１０４；１０６）だけが、あるいはボディコイル１０４として構成された高周波送信コイル装置だけが、高周波パルスを送信するように制御される様子が、例示されている。

図２の上から１列目には、（受動的におよび／またはたとえば制御装置１０９により）時間ｔの経過につれて時点ｔ１，ｔ２，ｔ３，ｔ４において、ボディコイル１０４として構成された高周波送信コイル装置に印加される（直流）電圧Ｕｔｕｎｅ，Ｕｄｅｔｕｎｅ（または電流）が示されている。この目的は、印加する電圧のレベルに応じて高周波送信コイルを、Ｕｔｕｎｅと同調（共振）させるか、またはＵｄｅｔｕｎｅと離調させることである。

図２の上から２列目には、（磁場により受動的におよび／またはたとえば制御装置１０９により能動的に）、時間ｔの経過につれて時点ｔ５，ｔ６，ｔ７，ｔ８において、ローカルコイル１０６として構成された高周波送信コイル装置に印加される（直流）電圧Ｕｔｕｎｅ，Ｕｄｅｔｕｎｅ（または電流）が示されている。この目的は、印加する電圧のレベルに応じて高周波送信コイルを、Ｕｔｕｎｅと同調（共振）させるか、またはＵｄｅｔｕｎｅと離調させることである。

図２の上から３列目には、ボディコイル１０４として構成された高周波送信コイルから発せられるパルス電力振幅Ｐ（１０４）が、時間ｔの経過につれて時点ｔ１，ｔ２，ｔ３，ｔ４において送出される高周波パルスＲＦ−Ｐ１，ＲＦ−Ｐ２，ＲＦ−Ｐ３，ＲＦ−Ｐ４として示されている。

図２の上から４列目には、ローカルコイル１０６として構成された高周波送信コイルから発せられるパルス電力振幅Ｐ（１０６）が、時間ｔの経過につれて時点ｔ５，ｔ６，ｔ７，ｔ８において送出される高周波パルスＲＦ−Ｐ５，ＲＦ−Ｐ６，ＲＦ−Ｐ７，ＲＦ−Ｐ８として示されている。タイムインターバルについて例示しておくと、たとえば１つのシーケンス内でＩ１＝０．０１〜１００００ｍｓであり、および／または２つのシーケンス（高周波パルス）間でＩ２＝１ｍｓ〜６００ｓである。

１０１磁気共鳴装置
１０２患者寝台
１０３管状空間
１０４ボディコイル
１０５患者
１０６ローカルコイル
１０７クライオマグネット
１０８ａ〜ｈ高周波送信アンテナ
１０９パルス発生ユニット（送信装置）
１１０パルスシーケンス制御ユニット
１１１高周波増幅器
１１２ｘ，ｙ，ｚ傾斜磁場コイル
１１４制御ユニット
１１８送受信分岐
１１９画像処理ユニット
１２０操作コンソール
１２１記憶ユニット
１２２計算ユニット
１６８受信機