JP2618233B2 - 核磁気共鳴画像化装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は核磁気共鳴分光技術に関するものである。更
に詳細に述べれば、本発明は共鳴している原子核から電
磁信号を受信するコイルを備えた核磁気共鳴画像化装置
に関するものである。本発明は医学的映像法の分野に応
用されるものであるが、坑井検層や化学分析などのよう
な他の磁気共鳴の分野にも利用されることが判る。

患者の選択された身体部分の磁気共鳴画像化およ分光
を行なう受信コイルには、従来、二種類の基本的コイル
型式があつた。まず、標準サイズの全身用コイルまたは
身体の一部分用受信コイルがつくられ、患者の身体の画
像化しようとする部分の周囲に配設される。このような
標準サイズのコイルは、前記コイルと画像化しようとす
る患者の前記身体部分との間にかなりの空隙（すなわ
ち、空き領域）を形成する。前記患者の画像化部分はコ
イル容量のほんの一部となるため、SN比が低減され、画
像の質を劣化させる。更に、前記標準サイズのコイルに
は、二次元または三次元フーリエ変換シーケンスにおけ
る折返し雑音を除去、または低減する手段が一つも備え
られていない。

もう一方の受信コイル型式としては、平坦な硬プラス
チツクシートまたは硬ナイロンシートに電線または他の
導体を巻きつけて形成するものがある。この平坦なコイ
ルは種々のサイズに形成され、該コイルが容易に画像化
しようとする患者の身体部分に近接して位置決めされる
ようにした。しかしながら、そのようなコイルの患者と
の接点は、その平面性によりほんの限られた部分的なも
のであつた。

前記標準サイズの身体用ならびに身体の一部分用硬性
コイルや平坦な硬性コイルでは画像の質を最適化するこ
とができなかつた。むしろ、患者との適合不足により充
填要素が最適化されず、SN比が低減した。これらの硬性
コイルは、関心のある領域より著しく広範囲の領域に渡
つて、そこから共鳴信号を受信する。この関係のない情
報に対する感度は、空間分解能を劣化させるとともに、
二次元および三次元フーリエ変換法における折返し雑音
を増大させた。画像化空間における受信機の感度の均等
性を改良することによつて、前記コイル、特に20MHz以
上の共鳴周波数を有するコイルのＱが犠牲になる。更
に、このような硬性コイルは患者への適用が難かしく、
患者に不快感を与えるとともに、種々のサイズのコイル
を広範に取り揃えておかなければならない。

その他の問題点は、高インピーダンスコイルによつて
受信された信号が低インピーダンス伝送線路を介して前
記画像領域にある前置増幅器から遠隔位置に転送される
ことである。信号の損失および雑音を最小化するため
に、低インピーダンス伝送線路長が最小化される。短か
い不整合伝送線路は低い周波数でなんとか作動するが、
コイルのＱは、周波数およびケーブル長の増大に伴い急
速に劣化する。

前記動作周波数の波長に前記伝送線路長を整合するこ
とによつて、低および中間磁界強度の過度に長い線路と
高磁界強度の短かすぎる線路とが生ずる。前記コイルの
インピーダンスは伝送線路のインピーダンスをかなり上
回るので、前記ケーブルの定在波に帰因する高いケーブ
ル損失が発生する。更に、非零ケーブル誘電体および導
体の損失は表層コイルを減衰させる。

前記伝送線路のインピーダンスを整合させる試みは、
平衡であれ、不平衡であれ、成功していない。患者のコ
イル装着における通常の変動によつて、対応するインピ
ーダンスの不整合と、その結果生ずる電力の伝送損失と
が生ずる。中間および高磁界強度では、前記患者の装着
不整合および伝送損失が増大する。

本発明は、上記およびその他の問題を克服する新規の
改良されたコイルおよびコイル信号伝送装置を提供する
ものである。

発明の概要 本発明の一つの特徴によれば、磁気共鳴画像化用可撓
性受信コイルが提供される。可撓性物質シートは、検査
される患者の選択された表面部に適合するように形成さ
れている。Velcro（ヴエルクロ）、すなわち結びひも帯
のような保持手段は、前記選択された患者の表面部分に
合わせて前記可撓性シートを選択的に保持する。導電箔
は、選択されたコイルパターンで前記可撓性シートに付
着される。少なくとも一つの電気素子は、前記導電箔と
導電関係で前記可撓性プラスチツクシート上に取り付け
られ、それによつて無線周波数信号の受信を増大する。

本発明の別の特徴によれば、共鳴している核から無線
周波数信号を受信する受信コイルが提供される。前記コ
イルには、第１および第２の導電ループが備えられてい
る。該ループは、並列に電気接続されており、この並列
に接続された第１および第２のループのインダクタンス
が前記第１または第２のループのいずれか一方のみのイ
ンダクタンスより少なくなるようにしている。前記ルー
プは、前記共鳴している原子核に近接して配置され、そ
こから無線周波数信号を受信するように構成されてい
る。

本発明の別の特徴によれば、前記共鳴している原子核
から無線周波数を受信する装置が提供される。導電コイ
ルは、前記共鳴している原子核に近接して配置されるよ
うに形成される。共鳴周波数調整手段は、前記コイルの
共鳴周波数を選択的に調整する。前記共鳴周波数調整手
段は、それと共に共鳴原子核に近接して配置される前記
コイルに取り付けられている。リード線は、前記ループ
コイルおよび周波数調整手段から遠隔に位置決めされた
信号処理回路へ延長している。共鳴周波数制御手段は、
前記共鳴周波数調整手段を選択的に制御して、コイルの
共鳴周波数調整を選択的に制御する。前記共鳴周波数制
御手段は、前記遠隔に位置決めされた処理回路に隣接す
るリード線と作動的に接続される。

本発明の別の特徴によれば、インピーダンスコイル
は、共鳴している原子核に近接して配置されるように形
成されている。非鉄高インピーダンス前置増幅器は、原
子核を共鳴させる磁界内に前記コイルに密接して取り付
けられる。

本発明の更に制限された特徴によれば、前記インピー
ダンスおよび前記コイルの共鳴周波数の少なくとも一つ
を選択的に調整する遠隔に位置決めされた制御手段が備
えられている。

本発明の更に別の特徴によれば、磁気共鳴画像化装置
が提供される。前記装置には、主磁界発生手段が備えら
れており、画像化領域に沿つて縦方向に主磁界を生ず
る。勾配磁界発生手段は、前記画像化領域の主磁界に勾
配磁界を選択的に発生する。磁気共鳴手段は、前記画像
化領域内にある患者の原子核に磁気共鳴を励起する。可
撓性コイルは、患者の表面部分に一致して置かれ、それ
に近接する前記共鳴原子核から無線周波数信号を受信す
る。共鳴している原子核の位置および密度を表わす画像
表示出力を再構成する画像再構成手段は、前記可撓性コ
イルと作動的に接続される。

本発明の第１の利点は、改良された充填要素と、およ
び更に高いSN比とを提供することである。

本発明の別の利点は、感度領域を低減するとともに制
御することである。

本発明のまた別の利点は、受信信号の二次元および三
次元フーリエ変換処理中、特に拡大された視野で局所的
画像化を行なう際の折返し雑音を低減、または除去する
ことにある。

次に、好適な実施例を挙げて本発明を詳細に説明する
が、以下の説明をよく検討することによつて、先行技術
の当業者には更に別の利点も明らかになろう。

図面の簡単な説明 本発明は種々の部品および部品の構成から成る。添付
の図面は、本発明の好適な実施例を示すためのものであ
つて、制限するものではない。

第１図は本発明を組込んだ磁気共鳴画像化装置の概略
図であり、第２図は患者の膝に特に適合する本発明によ
るコイル構成を示す図であり、第３図は一部分が前記第
２図のコイルに取り付けられ、前記コイルの共鳴信号を
整合または調整するとともに、一部分が遠隔に位置決め
され、前記共鳴周波数の調整を選択的に行なう電気回路
の概略図であり、第4A図から第4E図は15MHz以下の周波
数の受信に特に適合する受信コイルパターンの別の実施
例を示す図であり、第5A図から第5E図は10〜50MHz領域
の信号の受信に特に適合する別のコイルパターンを示す
図であり、第6A図から第6E図は25〜200MHz領域の信号の
受信に特に適合する別のコイルパターンを示す図であ
り、第７図はコイル搭載信号強調回路の別の実施例を示
す図であり、第８図はコイル搭載信号強調回路のまた別
の実施例を示す図であり、第９図は遠隔制御コイル搭載
共鳴周波数調整回路の別の実施例を示す図であり、第10
A図、第10B図および第10C図は遠隔制御コイル搭載信号
強調回路の別の実施例を示す図であり、かつ第11図は周
波数およびインピーダンス整合のいずれもが夫々別個
に、かつ遠隔に調整することのできる別の実施例を示す
図である。

好適な実施例についての説明 第１図に図示の本発明による核磁気共鳴画像化装置に
は、主磁界発生手段Ａが備えられており、画像化領域を
通り縦方向に延びるほぼ均一な主磁界を形成する。勾配
磁界発生手段Ｂは、前記画像化領域の主磁界に渡り横方
向に勾配磁界を選択的に生ずる。磁気共鳴励起手段Ｃ
は、画像化領域に置かれた患者の原子核に磁気共鳴を選
択的に励起する。前記共鳴する原子核からは、それに近
接する磁界強度と、および前記原子核の回転磁比などの
ような種々の系の定数とによつて決定された周波数を表
わす無線周波数信号が発生される。可撓性受信コイルＤ
は、前記画像化領域内に前記患者の選択された身体部分
と一致するように置かれ、前記共鳴している原子核から
無線周波数共鳴信号を受信する。処理回路Ｅは、前記受
信した無線周波数信号を原子核の密度や位置などを表わ
す読出し可能表示出力に変換する。

更に詳細に述べれば、前記主磁界発生手段Ａには、磁
界制御回路10と、および複数の超導電、または他の高パ
ワー大磁石12とが備えられている。前記磁界制御回路10
は、前記勾配磁界発生手段Ｂの一部としても作動し、勾
配磁界コイル14によつて発生される横方向の勾配磁界の
角度の向きを制御する。前記磁界制御回路10は、また前
記共鳴励起手段Ｃの伝送コイル16に被制御の周期性で磁
気共鳴を励起させる。中央計算機18は、前記主磁界、勾
配磁界、および共鳴励起磁界の発生を調整する。

前記可撓性受信コイルＤは、導電材から成る一つ以上
のコイル20と、およびそれと共に取り付けられ、共鳴信
号の受信を強調する少なくとも一つの電気素子22とを備
えている。本実施例では、前記電気素子に、前記受信コ
イル20の共鳴周波数を調整し、前記共鳴信号の周波数と
整合するようにする回路と、および前記受信した信号の
振幅を増幅する前置増幅器とが備えられている。ケーブ
ル24は、前記受信コイル20および前記電気素子22を前記
遠隔に位置決めされた処理回路Ｅに接続する。

共鳴周波数制御手段26は、ケーブル24と接続して、電
気素子22に受信コイルの共鳴周波数を選択的に調整させ
る。無線周波数受信機28は、前記受信コイルから共鳴信
号を受信する。画像化装置30は、前記無線周波数受信機
28から共鳴信号を受信するとともに、前記中央計算機18
から磁界情報およびその他の制御命令を受信する。前記
画像化装置は、共鳴している原子核の位置、密度、共鳴
周波数またはその他の特性を示す可視表示出力、すなわ
ち画像表示出力を再構成し、ビデオ監視装置または他の
可視表示装置32に表示する。

第２図には、特に可撓性コイルＤの好適な実施例が示
してあるが、該コイルＤには、可撓性の非常磁性体シー
ト40が備えられている。該シートは、画像化しようとす
る患者の膝またはその他の内部領域に近接する患者の表
面部分に容易に適合する。前記電気ループコイル20は、
MYLAR（商品名）もしくはKAPTON製薄層、または類似の
プラスチツク製薄層に付着された（すなわち、薄くかぶ
せられた）銅箔でできている。前記薄層には、はがれ防
止層が接着剤で裏張りされており、所定の形状への切断
や前記プラスチツクシートへの接着を容易にしている。
前記電気素子22の前記コイル20と接続する一対のソケツ
ト42は、前記ケーブル24の相互接続および除去を容易に
する。前記電気素子22は、前記コイルループの両端に接
続される小さなアセンブリに組み込まれている。一対の
VELCRO、またはその他のフツクおよびループ接続布製帯
ひものような保持手段44が前記可撓性プラスチツクシー
トに接続されており、前記選択された患者の表面部分に
適合するように前記可撓性プラスチツクシートを選択的
に保持する。

第３図において、前記素子22にはインピーダンス整
合、すなわち共鳴周波数調整手段（すなわち、回路網）
50が備えられており、受信コイルＤの共鳴周波数を選択
的に調整する。前置増幅器52は、受信した共鳴信号の振
幅を増幅する。前記インピーダンス調整回路網は、一対
の調整可能な容量分圧回路網54および56を備えている
が、該容量分圧回路網は、各々、前記受信コイル20の一
端とアースとの間に接続されている。前記容量分圧回路
網には、可変容量ダイオードすなわちバラクタダイオー
ド58,60のような可変容量手段が備えられており、与え
られたバイアス信号または制御信号に応答して前記回路
網の容量を変化する。無線周波数チヨーク62および容量
性フイルタ64は、受信した容量制御信号またはバイアス
電圧から非DC信号成分を除去し、共鳴周波数を変化す
る。前記チヨークは非鉄磁心を有し、磁界から飽和され
ないようにしている。任意に並列コンデンサを備え、前
記チヨークを過度のDC抵抗なしに低周波数で共鳴するこ
ともできる。前記可変容量ダイオード58,60は、前記受
信コイル20の各端部と信号のアースとの間に接続され
る。この電位変化によつて、前記コイル20と、前記容量
分圧回路網54ならびに56と、および可変容量ダイオード
58,60とによつて形成されたLC回路網の容量が変化され
る。前記容量を変えることによつて、前記容量分圧回路
網ならびに受信コイルのLC同調が変化され、その共鳴周
波数がしかるべく調整される。

前記前置増幅器52には、前記受信コイル20の高インピ
ーダンス（通常は約20,000オーム）と整合する入力イン
ピーダンスが備えられている。この前置増幅器は、前記
ケーブル24（通常は100オームの平衡双軸伝送線路）を
付勢できる出力を発生するように構成されている。利得
は、15dB程度が望ましい。しかしながら、前記前置増幅
器の特性は、取り付けられる前記受信コイル20と適合す
るように調整、および選択されていることが判る。

本実施例では、前記前置増幅器52に一対の高入力イン
ピーダンス増幅器66,68がプツシユプル構成で備えられ
ており、前記共鳴信号を増幅し、前記ケーブル24に沿つ
てそれを付勢する。本実施例の場合、前記前置増幅器に
はサイズ、素子数および複雑性を最小化する三つの直接
結合段がある。前記高入力インピーダンスの第１段増幅
器66,68はＪ−FET装置である。利得は、第２の増幅器段
に使用可能なエミツタバイパスレベルを調整することに
よつて制御される。第３段、すなわち出力段にはプツシ
ユプルエミツターホロアーが備えられており、低インピ
ーダンスを発生し、前記低インピーダンスケーブル24を
付勢する。このインピーダンス整合によつて、前記ケー
ブル24を、通常坑井検層で遭遇する距離のような相当の
距離まで伸張することができる。前記ケーブル24は、半
波長ケーブルの整数倍あり、前置増幅器および周波数調
整回路近傍のインピーダンスが前記共鳴周波数制御回路
26および無線周波数受信機28のインピーダンスと整合す
るようになつていることが望ましい。

前記コイル搭載電気アセンブリ22には、患者の身体表
面に取り付けられる素子が取み込まれることが望ましい
が、本実施例の場合、前記可変容量ダイオード58,60お
よび無線周波数チヨーク62は組み込まれていない。高品
質の誘電材が前記アセンブリのプリント回路基板に使用
されている。該基板に設けられた通し穴は、プリント回
路基板の素子とは反対の側にある前記アセンブリの一次
アース面へと達するのに利用される。使用される全ての
素子および材料に含まれる鉄の含有量は非常に僅かであ
り、磁界による干渉や該磁界の歪みを防止している。全
ての素子および材料が非鉄製であることが望ましい。本
実施例の場合、前記アセンブリ22の大きさは、幅2cm、
長さ3cm、厚さ0.85cm程である。

前記共鳴周波数制御手段（すなわち回路）26には、調
整可能な電圧源70が備えられており、選択的に調整可能
なバイアス電圧を発生する。無線周波数チヨーク72およ
びフイルタコンデンサ74は、前記バイアス電圧を共鳴信
号から分離し、その双方を前記ケーブル24に重畳して伝
送することができる。

前記受信回路28にはフイルタ80が備えられており、無
線周波数共鳴信号をDC共鳴周波数調整バイアスから分離
する。増幅器段82および絶縁変圧器84は、前記共鳴周波
数信号を増幅し、分光計に送る。本実施例の場合、前記
信号は画像化装置30に送られる。しかしながら、前記分
光計によつてスペクトル分析データが処理され、化学組
成などのその他の情報が得られてもよいことが判る。

別々の送／受信コイルによる直線分極を利用する場
合、送信コイルは、通常受信コイルと直交する方向に配
置される。表面コイルの場合には、必ずしもこのような
直交性が適用されない。共形表層コイルの特徴は、該コ
イルが送／受信の隔絶を直交性だけで達成しなければな
らないような精度で配置されるのを防ぐことである。少
なくとも部分的に同じ方向に分極された送／受信コイル
を減結合させるのに、本実施例では受動ダイオード切換
えが利用されている。更に詳細に述べれば、前記コイル
給電点の各々と直列に受動交差ダイオードを置き、受信
中前記送信コイルを実質的に開回路にする。また、例え
ば前記コイルの回路からコンデンサを切離すなどして受
信中結合を実質的に低減させ、前記コイルの共鳴周波数
を増大するのに十分となるまで前記共鳴周波数が変化さ
れるように前記ダイオードを接続してもよい。PINダイ
オードは、該ダイオードを導電状態にバイアスする際無
線周波数波形のどの部分も喪失されないように利用され
ることが望ましい。

前記受信コイル20は、高入力インピーダンス増幅器6
6,68のゲートおよびアース間に接続される交差ダイオー
ド対88によつて減結合される。送信中、可変容量ダイオ
ード58,60に給電する同調線に対して、負のバイアスが
印加される。このことによつて、前記交差ダイオード88
が順方向伝導にバイアスされ、表面コイル20の利用可能
Ｑを低減するとともに共鳴点を下方に離調する。

第4A図は、コイルに対する受信機コイルパターンを示
し、これにおいては導線の長さが前記電気接続ソケツト
42または回路チツプ22間にほぼ螺旋形のパターンで延長
している前記コイルパターンを図示したものである。こ
の単一の螺旋形ループパターンは、10MHz以下の共鳴周
波数、特に5.6MHzおよび6.4MHzの信号に特に適合する。

第4B図は、膝などの患者の四肢、または頚部への取り
付けに特に適したコイルを図示している。該コイルに
は、前記ソケツト42に互いに並列で接続された一対の螺
旋形コイルループが備えられている。

第4C図は、患者の頚部に近接して5.6MHzおよび6.4MHz
の信号を受信するのに特に適したコイルを図示してい
る。前記頚部用コイルには二つの螺旋形のパターンコイ
ルが備えられているが、該コイルは、各々、患者の肩の
周囲および上部を通り患者の頚部の片側に適合するよう
に整形されている。各螺旋形のパターンコイル部分は、
患者の頚部の前後に沿つて縦方向に延びる並列な最下端
および最上端と患者の肩の上部および患者の顎ならびに
耳の周囲を通る僅かに湾曲した両側とを有するほぼゆが
んだ台形をしている。

第4D図は、患者の内耳近傍の信号を集中するのに特に
適したコイルパターンを示している。最も内側の巻線は
一方の方向に巻かれ、二つの外側の巻線はもう一方の方
向に巻かれており、感度領域を制限している。このこと
によつて、周囲の組織ではなく内耳の発生した成分が受
信信号を占めるようになる。同様に、送信信号が中心に
集中される。

第4E図は、腰部および胸郭背柱領域の検査に適合する
巻線パターンを示している。最も内側の矩形ループは、
反対方向に巻かれた二つの外側ループに取り囲まれてい
る。このことによつて、背柱に生ずる信号成分に対する
感度が増大され、周辺組織からの信号成分が低減され
る。送信信号は、同様に中心に向けられる。

第5A図乃至第5E図は、10−50MHz領域、特に、17MHzお
よび21MHzの周波数に対する同調に適したコイル用巻線
パターンを示している。第5A図は、実質的に単一のルー
プによつて構成されたコイルを示している。第5B図は、
患者の膝または肘などのような四肢の画像化に特に適合
する蝶ネクタイ型コイルを示している。一対の単ループ
コイルは、互いに並列に前記ソケツト42と接続されてい
る。

第5C図は、一対の単ループから成るほぼゆがんだ台形
コイルを前記ソケツト42に並列に接続した場合のコイル
構成を示している。前記ゆがんだ台形の各コイル部分
は、基本的には第4C図の外側リングと同様に構成されて
おり、各コイルループの両端が患者の頚部の前後に沿つ
て縦方向に延長するとともに、その両側は患者の肩の周
囲ならびに上部と患者の顎の下側ならびに該顎沿いに延
長するようになつている。

第5D図は、実質的には直列の二つのループを示してい
る。該ループは、各々、反対方向に延びており、送／受
信信号を中心に集中させる。第5E図は、第4E図と同様、
外側ループとは反対側に延長する中心ループと直列に接
続された実質的には三つの同心矩形ループである。

第6A図乃至第6E図は、50MHz以上、特に64MHzまたは85
MHzでの動作に特に適したコイルを示している。第6A図
は、並列に接続された四つの同心コイルループを備えた
方形コイルを示している。第6B図は、膝または肘などの
ような四肢を画像化するのに特に適したコイル構成を示
している。並列に接続された一対の同心ループがソケツ
ト42の両端に互いに並列に接続されている。第6C図で
は、第１のほぼゆがんだ台形コイル対が患者の頚部の片
側周囲に嵌合するように形成されている。第２のゆがん
だ台形コイルの鏡像対は、前記ソケツト42の両端に前記
第１のコイル対と並列に接続され、患者の頚部のもう一
方の片側周囲に嵌合するように形成されている。第6D図
では、一対の同心ループが互いに並列に電気接続されて
おり、各ループを通る電流が反対方向に流れるように構
成されている。第6E図は、二つのループを並列に接続し
たコイルを示している。前記二つのループは、外側ルー
プに対して反対方向に延びる内側ループによつて二つの
実効ループを形成するように構成されている。

上記図示されたコイル構成は、可撓性受信コイル以外
にも利用されることが判る。上記パターンは、頭部用コ
イル装置または身体用コイル装置などのような固定され
たコイル装置にも適用される。更に、前記図示のコイル
は、送信にも利用することができる。感度領域を制御す
るため反対方向に延びる巻線を備えた前記コイルパター
ンは、送信システムにおいて特に有用である。

第７図は、別の周波数選択回路を示している。容量性
回路網54′および56′は、前記受信コイル20の共鳴周波
数およびインピーダンスを選択するように構成されてい
る。

第８図は、別の共鳴周波数選択回路を示している。コ
ンデンサ回路網は、前記受信コイル20のLC共鳴周波数が
選択された周波数およびインピーダンスと整合するよう
になつている。

第９図は、10−50MHz領域の共鳴周波数に特に適合す
る、第３図の遠隔周波数調整装置の別の実施例を示して
いる。可変電圧源70′は、可変電圧を接続ケーブル24に
与える。受信コイル20は、共通相互接続でアースされる
一対の可変容量ダイオード64′,66′に接続されてい
る。前記可変電圧は、前記可変容量ダイオードに不均等
に与えられ、前記インピーダンス、特にキヤパシタンス
を変化し、よつてコイル20の共鳴周波数特性を変化す
る。DCフイルタ手段80′は、後続の処理に備えて受信さ
れる無線周波数信号をDCバイアス信号から分離する。

第10A図、第10B図および第10C図は、25−200MHzの共
鳴周波数による動作に特に適した電気素子アセンブリ22
のまた別の実施例を示している。各素子は、一つ以上の
性能特性を増強するように選択されている。各アセンブ
リには一対の可変容量ダイオード58″,60″、または他
の可変容量手段が備えられているが、前記手段は、受信
コイル20に接続され、インピーダンス、よつてその共鳴
周波数を調整する。DC電位が前記ケーブル24の中心のコ
ンダクタに選択的に与えられ、容量および共鳴周波数を
調整する。

第11図に図示の実施例では、前記共鳴周波数およびイ
ンピーダンス整合を独立に、かつ遠隔に調整することが
できる。コイル搭載アセンブリ22には、受信コイル20に
相互接続される一対の可変容量性回路網90および92が設
けられている。該可変容量性回路網の一方は、リード線
24の同調バイアス線94に直接接続されており、もう一方
は平衡不平衡変成器アセンブリ96を介して前記同調バイ
アス線に接続されている。給電点98,100が前記平衡不平
衡変成器アセンブリの両端に形成されている。

第３の可変容量性回路網102は、リード線24のインピ
ーダンス整合バイアス線104と前記給電点100との間に接
続されている。固定コンデンサ106は、前記整合バイア
ス線ともう一方の前記給電点98との間に接続されてい
る。

前記制御回路22には、選択的に調整可能なDCバイアス
を前記同調バイアス線94に与える共鳴周波数調整手段11
0が備えられている。インピーダンス整合調整手段112
は、選択的に調整可能なDCバイアスを前記インピーダン
ス整合バイアス線104に与える。減算手段114は、前記同
調およびインピーダンス整合DCバイアスを減算し、前記
バイアス調整の一方による他方への影響を最小化する。

このような態様で、前記同調バイアス線94に与えられ
たDCバイアスは、受信コイルに与えられる総キヤパシタ
ンス、よつてその共鳴周波数を選択的に調整する。イン
ピーダンス整合バイアス線104上のDCバイアス信号は、
第３の可変容量性回路網102のキヤパシタンス、よつて
給電点98,100にかかるキヤパシタンス比（すなわちイン
ピーダンス整合）を調整する。

受信回路28にはDCフイルタ120が備えられており、リ
ード線24を介して伝送される無線周波数共鳴信号から前
記DCバイアス信号を分離する。

本発明は、好適な実施例を挙げて説明されてきたが、
上記詳細な説明をよく検討することによつて、先行技術
の当業者にはその他の改変および変更も可能なことが判
る。本発明は、そのような改変および変更が添付の特許
請求の範囲内で行なわれる限り、前記改変および変更を
全て含むものである。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ハースト，グレゴリイ シー アメリカ合衆国オハイオ州44120，シエ イカー・ハイツ，ウオリントン・ロー ド・3214 (72)発明者 パトリック，ヂヨン エル．ザ・サード アメリカ合衆国オハイオ州44139，ソウ ロン，シャーウッド・ドライブ・34680 (72)発明者 オーランドウ，ポール ティー アメリカ合衆国オハイオ州44132，ユー クリッドビルデイング・シー‐10，レイ クショー・ビルデイング・27651 (56)参考文献 実開 昭62−26006（ＪＰ，Ｕ)

Claims (17)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】身体内で共鳴している原子核から無線周波
   数信号を受信する受信装置であって、該装置は無線周波
   数コイルを備え、該コイルは、 選択されたコイルパターン内に配列されるとともに可撓
   性電気絶縁材のシートに接着する導電体と、 前記信号出力の受信を前記コイルにより増強する少なく
   とも一つの電気素子と、 前記身体の選択された部分の周囲に前記シートを取り外
   し可能に確保する保持手段とを有し、 前記電気素子は前記シートに取り付けられるとともに前
   記導電体に電気的に接続され、 前記シートは前記選択された部分の周囲を密に包めるよ
   うに十分に可撓できるとともに前記保持手段により前記
   選択された部分の表面に密に一致して保持されることを
   特徴とする受信装置。
2. 【請求項２】前記保持手段は、範囲を越えて連続的に調
   整できる大きさのループ形で前記身体の選択された部分
   の周囲に前記シートを取り外し可能に確保できるように
   構成された請求項１記載の受信装置。
3. 【請求項３】前記保持手段は、前記シートに接続された
   一対のフック・ループ接続組立手段を備えている請求項
   ２記載の受信装置。
4. 【請求項４】前記少なくとも一つの電気素子は、コイル
   の共鳴周波数を選択的に調整するコイル周波数調整手段
   を備えている請求項１記載の受信装置。
5. 【請求項５】前記周波数調整手段は、遠隔的に発生した
   バイアス信号により制御する少なくとも一つの可変容量
   手段を備えている請求項４記載の受信装置。
6. 【請求項６】前記周波数調整手段は、コイルと相互接続
   されてLC共鳴回路を形成し、DCバイアス信号の制御の下
   に操作するように構成されたコンデンサ／ダイオード回
   路網を備えている請求項５記載の受信装置。
7. 【請求項７】前記コイルから遠隔して取り付けられ、コ
   イル周波数調整手段を選択的に制御し、コイル共鳴周波
   数の調整を遠隔的に制御するコイル周波数制御手段を更
   に備えている請求項６記載の受信装置。
8. 【請求項８】前記周波数制御手段は、前記コイルを遠隔
   処理回路に接続し受信した無線周波数信号を処理する導
   電リードを介して前記調整手段に接続された請求項７記
   載の受信装置。
9. 【請求項９】前記少なくとも一つの電気素子は、前記コ
   イルと関連する回路との間のインピーダンス整合を選択
   的に調整するインピーダンス調整手段を備えている請求
   項４〜８のいずれかに記載の受信装置。
10. 【請求項１０】前記インピーダンス調整手段は、遠隔的
    に発生したバイアス信号により制御する少なくとも一つ
    の可変容量手段を備えている請求項９記載の受信装置。
11. 【請求項１１】前記コイルから離隔して取り付けられ、
    インピーダンス整合を選択的に制御するインピーダンス
    調整制御手段を更に備えている請求項10記載の受信装
    置。
12. 【請求項１２】前記インピーダンス調整制御手段は、前
    記コイルを遠隔処理回路に接続し受信した無線周波数信
    号を処理する導電リードを介して前記インピーダンス調
    整手段に接続された請求項11記載の受信装置。
13. 【請求項１３】前記コイルは、電気的に並列に接続され
    た少なくとも二つのループを備えている前記請求項のい
    ずれかに記載の受信装置。
14. 【請求項１４】前記ループは、同心的に配置されている
    請求項13記載の受信装置。
15. 【請求項１５】前記コイルは身体の頸部の映像化に使わ
    れるように構成され、前記ループは歪んだ台形パターン
    に構成され、その台形の最下部ならびに最上部が身体の
    頸部の前後に沿って縦方向に配置されるとともに台形の
    両側部が身体の肩および鍔の周囲に弧を描くように構成
    され、該コイルは第１のループの鏡像であり、そこから
    身体の頸部の反対側周辺へと延長して構成された少なく
    とももう二つのループを更に備えている請求項14記載の
    受信装置。
16. 【請求項１６】前記ループは、電流が前記一方のループ
    に流れると、電流は前記他のループに沿って反対方向に
    流れ、それによってそれらの二つのループの磁界が反対
    方向になるように接続された請求項14記載の受信装置。
17. 【請求項１７】前記遠隔処理回路は、受信信号から共鳴
    している原子核の位置および密度を表わす画像を再構成
    する画像再構成手段を備えている請求項８又は12記載の
    受信装置。