JP3469651B2 - Ｍｒｉ用体腔内コイルおよびｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒｉ用体腔内コイルおよびｍｒｉ装置Info
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、ＭＲＩ（Magnetic R
esonance Imaging）用体腔内コイルおよび体腔内ＭＲイ
メージング方法およびＭＲＩ装置に関する。さらに詳し
くは、コイルの向きを変えることなく撮像領域を変更す
ることが出来るＭＲＩ用体腔内コイルおよび体腔内ＭＲ
イメージング方法およびＭＲＩ装置に関する。
esonance Imaging）用体腔内コイルおよび体腔内ＭＲイ
メージング方法およびＭＲＩ装置に関する。さらに詳し
くは、コイルの向きを変えることなく撮像領域を変更す
ることが出来るＭＲＩ用体腔内コイルおよび体腔内ＭＲ
イメージング方法およびＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来のＭＲＩ用体腔内コイルとしては、
例えば実開平６−４４１０７号公報に開示の「内視鏡型
ＭＲコイル」が知られている。図９に、その従来のＭＲ
Ｉ用体腔内コイルの一例を示す。このＭＲＩ用体腔内コ
イル１０００は、内視鏡Ｎに内蔵されたループコイル１
０１と、そのループコイル１０１に一端を接続されたケ
ーブル１０２から構成されている。ｅ１，ｅ２は、ルー
プコイル１０１のエレメントである。
例えば実開平６−４４１０７号公報に開示の「内視鏡型
ＭＲコイル」が知られている。図９に、その従来のＭＲ
Ｉ用体腔内コイルの一例を示す。このＭＲＩ用体腔内コ
イル１０００は、内視鏡Ｎに内蔵されたループコイル１
０１と、そのループコイル１０１に一端を接続されたケ
ーブル１０２から構成されている。ｅ１，ｅ２は、ルー
プコイル１０１のエレメントである。
【０００３】図１０は、上記ＭＲＩ用体腔内コイル１０
００を受信コイルとして用いたときのｘｙ面における感
度分布を示す模式的説明図である。ｘｙ面における感度
分布Ａは指向性を持ち、ループコイル１０１のループ面
がｘｚ面内にあるとき、その最大感度方向はｙ方向を向
く。従って、ｙ方向を主に観察したい場合はこれでよ
い。しかし、ｘ方向を主に観察したい場合は、内視鏡Ｎ
を９０゜回転させてループコイル１０１のループ面をｙ
ｚ面内に置き、最大感度方向をｘ方向に向ける必要があ
る。
００を受信コイルとして用いたときのｘｙ面における感
度分布を示す模式的説明図である。ｘｙ面における感度
分布Ａは指向性を持ち、ループコイル１０１のループ面
がｘｚ面内にあるとき、その最大感度方向はｙ方向を向
く。従って、ｙ方向を主に観察したい場合はこれでよ
い。しかし、ｘ方向を主に観察したい場合は、内視鏡Ｎ
を９０゜回転させてループコイル１０１のループ面をｙ
ｚ面内に置き、最大感度方向をｘ方向に向ける必要があ
る。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】上記従来のＭＲＩ用体
腔内コイル１０００では、ｘｙ面における感度分布Ａの
最大感度方向がループコイル１０１の向きによって決ま
ってしまうため、最大感度方向を所望の観察方向に向け
るためには、ループコイル１０１の向きを変える必要が
ある。しかし、ループコイル１０１の向きすなわち内視
鏡Ｎの向きを変える操作は、手間がかかる問題点があ
る。また、患者に負担を与える問題点がある。そこで、
この発明の第１の目的は、コイルの向きを変えることな
く，最大放射方向（送信コイルとして用いたとき）また
は最大感度方向（受信コイルとして用いたとき）を変え
られるようにした（すなわち、撮像領域を変更できるよ
うにした）ＭＲＩ用体腔内コイルを提供することにあ
る。また、この発明の第２の目的は、上記ＭＲＩ用体腔
内コイルを用いた体腔内ＭＲイメージング方法を提供す
ることにある。さらに、この発明の第３の目的は、上記
体腔内ＭＲイメージング方法を好適に実施できるＭＲＩ
装置を提供することにある。
腔内コイル１０００では、ｘｙ面における感度分布Ａの
最大感度方向がループコイル１０１の向きによって決ま
ってしまうため、最大感度方向を所望の観察方向に向け
るためには、ループコイル１０１の向きを変える必要が
ある。しかし、ループコイル１０１の向きすなわち内視
鏡Ｎの向きを変える操作は、手間がかかる問題点があ
る。また、患者に負担を与える問題点がある。そこで、
この発明の第１の目的は、コイルの向きを変えることな
く，最大放射方向（送信コイルとして用いたとき）また
は最大感度方向（受信コイルとして用いたとき）を変え
られるようにした（すなわち、撮像領域を変更できるよ
うにした）ＭＲＩ用体腔内コイルを提供することにあ
る。また、この発明の第２の目的は、上記ＭＲＩ用体腔
内コイルを用いた体腔内ＭＲイメージング方法を提供す
ることにある。さらに、この発明の第３の目的は、上記
体腔内ＭＲイメージング方法を好適に実施できるＭＲＩ
装置を提供することにある。
【０００５】
【課題を解決するための手段】第１の観点では、この発
明は、第１リングおよび第２リングの間にｎ（ｎは３以
上の整数）本のエレメントをバードケージ状に張設した
バードケージコイルと、そのバードケージコイルに設け
た９０゜または（３６０゜／ｎ）×ｍ（ｍは１以上の整
数）の角度間隔を持つ２箇所の給電点または取出点にそ
れぞれ接続された２つのケーブルとを具備したことを特
徴とするＭＲＩ用体腔内コイルを提供する。
明は、第１リングおよび第２リングの間にｎ（ｎは３以
上の整数）本のエレメントをバードケージ状に張設した
バードケージコイルと、そのバードケージコイルに設け
た９０゜または（３６０゜／ｎ）×ｍ（ｍは１以上の整
数）の角度間隔を持つ２箇所の給電点または取出点にそ
れぞれ接続された２つのケーブルとを具備したことを特
徴とするＭＲＩ用体腔内コイルを提供する。
【０００６】第２の観点では、この発明は、上記構成の
ＭＲＩ用体腔内コイルを被検体の体腔内に挿入し、２つ
の給電点に給電するＭＲＩ用ＲＦパルスの振幅比を変え
て前記バードケージコイルの外部に対する磁場分布の最
大放射方向を制御するか、又は、２つの取出点から取り
出したＮＭＲ信号の振幅比を変えて加算し前記バードケ
ージコイルの外部に対する感度分布の最大感度方向を制
御することを特徴とする体腔内ＭＲイメージング方法を
提供する。
ＭＲＩ用体腔内コイルを被検体の体腔内に挿入し、２つ
の給電点に給電するＭＲＩ用ＲＦパルスの振幅比を変え
て前記バードケージコイルの外部に対する磁場分布の最
大放射方向を制御するか、又は、２つの取出点から取り
出したＮＭＲ信号の振幅比を変えて加算し前記バードケ
ージコイルの外部に対する感度分布の最大感度方向を制
御することを特徴とする体腔内ＭＲイメージング方法を
提供する。
【０００７】第３の観点では、この発明は、上記構成の
ＭＲＩ用体腔内コイルを被検体の体腔内に挿入し、２つ
の給電点に給電するＭＲＩ用ＲＦパルスに位相差を付け
て前記バードケージコイルの外部に対する磁場分布の最
大放射方向を変化させるか、又は、２つの取出点から取
り出したＮＭＲ信号に位相差を付けて加算し前記バード
ケージコイルの外部に対する最大感度方向を変化させる
ことを特徴とする体腔内ＭＲイメージング方法を提供す
る。第４の観点では、この発明は、上記構成の体腔内Ｍ
Ｒイメージング方法において、ＭＲＩ用ＲＦパルスまた
はＮＭＲ信号の位相差を９０゜とするか又は２箇所の給
電点または取出点のなす角度とし、最大放射方向または
最大感度方向を回転させることを特徴とする体腔内ＭＲ
イメージング方法を提供する。第５の観点では、この発
明は、上記構成の体腔内ＭＲイメージング方法におい
て、前記バードケージコイルの内部の対象核子からのＮ
ＭＲ信号の回転方向と反対方向に９０゜の位相差を付け
ることを特徴とする体腔内ＭＲイメージング方法を提供
する。第６の観点では、この発明は、上記構成の体腔内
ＭＲイメージング方法において、最大放射方向または最
大感度方向の回転と同期させてＭＲＩ用ＲＦパルスの振
幅またはＮＭＲ信号の振幅を変化させることを特徴とす
る体腔内ＭＲイメージング方法を提供する。
ＭＲＩ用体腔内コイルを被検体の体腔内に挿入し、２つ
の給電点に給電するＭＲＩ用ＲＦパルスに位相差を付け
て前記バードケージコイルの外部に対する磁場分布の最
大放射方向を変化させるか、又は、２つの取出点から取
り出したＮＭＲ信号に位相差を付けて加算し前記バード
ケージコイルの外部に対する最大感度方向を変化させる
ことを特徴とする体腔内ＭＲイメージング方法を提供す
る。第４の観点では、この発明は、上記構成の体腔内Ｍ
Ｒイメージング方法において、ＭＲＩ用ＲＦパルスまた
はＮＭＲ信号の位相差を９０゜とするか又は２箇所の給
電点または取出点のなす角度とし、最大放射方向または
最大感度方向を回転させることを特徴とする体腔内ＭＲ
イメージング方法を提供する。第５の観点では、この発
明は、上記構成の体腔内ＭＲイメージング方法におい
て、前記バードケージコイルの内部の対象核子からのＮ
ＭＲ信号の回転方向と反対方向に９０゜の位相差を付け
ることを特徴とする体腔内ＭＲイメージング方法を提供
する。第６の観点では、この発明は、上記構成の体腔内
ＭＲイメージング方法において、最大放射方向または最
大感度方向の回転と同期させてＭＲＩ用ＲＦパルスの振
幅またはＮＭＲ信号の振幅を変化させることを特徴とす
る体腔内ＭＲイメージング方法を提供する。
【０００８】第７の観点では、この発明は、上記構成の
ＭＲＩ用体腔内コイルと、そのＭＲＩ用体腔内コイルの
２つの給電点に給電するＭＲＩ用ＲＦパルスの振幅比を
変えるための可変ゲイン増幅器、及び／又は、前記ＭＲ
Ｉ用体腔内コイルの２つの取出点から取り出したＮＭＲ
信号の振幅比を変えて加算するための可変ゲイン増幅器
および加算器とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置
を提供する。なお、「及び／又は」とは、「少なくとも
一方」を意味する。
ＭＲＩ用体腔内コイルと、そのＭＲＩ用体腔内コイルの
２つの給電点に給電するＭＲＩ用ＲＦパルスの振幅比を
変えるための可変ゲイン増幅器、及び／又は、前記ＭＲ
Ｉ用体腔内コイルの２つの取出点から取り出したＮＭＲ
信号の振幅比を変えて加算するための可変ゲイン増幅器
および加算器とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置
を提供する。なお、「及び／又は」とは、「少なくとも
一方」を意味する。
【０００９】第８の観点では、この発明は、上記構成の
ＭＲＩ用体腔内コイルと、そのＭＲＩ用体腔内コイルの
２つの給電点に給電するＭＲＩ用ＲＦパルスに位相差を
付けるための位相シフト手段、及び／又は、前記ＭＲＩ
用体腔内コイルの２つの取出点から取り出したＮＭＲ信
号に位相差を付けて加算するための位相シフト手段およ
び加算器とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提
供する。
ＭＲＩ用体腔内コイルと、そのＭＲＩ用体腔内コイルの
２つの給電点に給電するＭＲＩ用ＲＦパルスに位相差を
付けるための位相シフト手段、及び／又は、前記ＭＲＩ
用体腔内コイルの２つの取出点から取り出したＮＭＲ信
号に位相差を付けて加算するための位相シフト手段およ
び加算器とを具備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提
供する。
【００１０】第９の観点では、この発明は、上記構成の
ＭＲＩ用体腔内コイルと、そのＭＲＩ用体腔内コイルの
２つの給電点に給電するＭＲＩ用ＲＦパルスの振幅を変
えるための可変ゲイン増幅器および位相差を付けるため
の位相シフト手段、及び／又は、前記ＭＲＩ用体腔内コ
イルの２つの取出点から取り出したＮＭＲ信号の振幅を
変えるための可変ゲイン増幅器および位相差を付けるた
めの位相シフト手段および加算するための加算器とを具
備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
ＭＲＩ用体腔内コイルと、そのＭＲＩ用体腔内コイルの
２つの給電点に給電するＭＲＩ用ＲＦパルスの振幅を変
えるための可変ゲイン増幅器および位相差を付けるため
の位相シフト手段、及び／又は、前記ＭＲＩ用体腔内コ
イルの２つの取出点から取り出したＮＭＲ信号の振幅を
変えるための可変ゲイン増幅器および位相差を付けるた
めの位相シフト手段および加算するための加算器とを具
備したことを特徴とするＭＲＩ装置を提供する。
【００１１】
【作用】上記第１の観点によるＭＲＩ用体腔内コイル
は、第１リングと第２リングの間にｎ（ｎは３以上の整
数）本のエレメントをバードケージ状に張設したバード
ケージコイルと、そのバードケージコイルに設けた９０
゜または（３６０゜／ｎ）×ｍ（ｍは１以上の整数）の
角度間隔を持つ２箇所の給電点または取出点にそれぞれ
接続された２つのケーブルとを具備する。上記バードケ
ージコイルは、人の体腔内に収容するためには、リング
は直径３ｃｍ以下、エレメントは長さ１０ｃｍ以下が好
ましい。なお、人より大きな動物に用いる場合は、もっ
と大きなサイズでもよい。また、バードケージコイル
は、中空であり、内視鏡の光ファイバチューブや液抜き
チューブや鉗子チューブなどを通すことが出来る。ま
た、バードケージコイルの外部に撮像領域を形成でき
る。従って、体腔内コイルとして好適に使用できる。さ
らに、上記バードケージコイルの９０゜または（３６０
゜／ｎ）×ｍ（ｍは１以上の整数）の角度間隔に２箇所
の給電点または取出点を設け、それぞれに２つのケーブ
ルを接続している。このようなＲＦパルスの給電方法ま
たはＮＭＲ信号の取出方法によれば、バードケージコイ
ルは、その外部から見たとき、電気的にループコイルと
等価になる。そして、その等価ループコイルの向きは、
２つの給電点のそれぞれに加えるＲＦパルスの振幅比や
位相差または２つの取出点から取り出したＮＭＲ信号の
振幅比や位相差により決まる。従って、振幅比や位相差
を調整すれば、最大放射方向（送信コイルとして用いた
とき）または最大感度方向（受信コイルとして用いたと
き）を変えられるようになる。すなわち、バードケージ
コイルの向きを変えることなく、撮像領域を変更できる
ようになる。なお、本明細書では、最大放射方向または
最大感度方向を説明する都合上、等価ループコイルの概
念を用いるが、実際には、バードケージコイルは、構造
的にも動作原理的にもループコイルとは全く異なるもの
である。また、従来、直径２０ｃｍ以上の第１リングと
第２リングの間に８本以上の長さ３０ｃｍ以上のエレメ
ントをバードケージ状に張設したバードケージコイルが
知られているが、この従来のバードケージコイルは、被
検体に被せて使用するため、バードケージコイルの内部
を撮像領域とするものであり、大サイズである。従っ
て、体腔内コイルとしての使用は、全く不可能である。
は、第１リングと第２リングの間にｎ（ｎは３以上の整
数）本のエレメントをバードケージ状に張設したバード
ケージコイルと、そのバードケージコイルに設けた９０
゜または（３６０゜／ｎ）×ｍ（ｍは１以上の整数）の
角度間隔を持つ２箇所の給電点または取出点にそれぞれ
接続された２つのケーブルとを具備する。上記バードケ
ージコイルは、人の体腔内に収容するためには、リング
は直径３ｃｍ以下、エレメントは長さ１０ｃｍ以下が好
ましい。なお、人より大きな動物に用いる場合は、もっ
と大きなサイズでもよい。また、バードケージコイル
は、中空であり、内視鏡の光ファイバチューブや液抜き
チューブや鉗子チューブなどを通すことが出来る。ま
た、バードケージコイルの外部に撮像領域を形成でき
る。従って、体腔内コイルとして好適に使用できる。さ
らに、上記バードケージコイルの９０゜または（３６０
゜／ｎ）×ｍ（ｍは１以上の整数）の角度間隔に２箇所
の給電点または取出点を設け、それぞれに２つのケーブ
ルを接続している。このようなＲＦパルスの給電方法ま
たはＮＭＲ信号の取出方法によれば、バードケージコイ
ルは、その外部から見たとき、電気的にループコイルと
等価になる。そして、その等価ループコイルの向きは、
２つの給電点のそれぞれに加えるＲＦパルスの振幅比や
位相差または２つの取出点から取り出したＮＭＲ信号の
振幅比や位相差により決まる。従って、振幅比や位相差
を調整すれば、最大放射方向（送信コイルとして用いた
とき）または最大感度方向（受信コイルとして用いたと
き）を変えられるようになる。すなわち、バードケージ
コイルの向きを変えることなく、撮像領域を変更できる
ようになる。なお、本明細書では、最大放射方向または
最大感度方向を説明する都合上、等価ループコイルの概
念を用いるが、実際には、バードケージコイルは、構造
的にも動作原理的にもループコイルとは全く異なるもの
である。また、従来、直径２０ｃｍ以上の第１リングと
第２リングの間に８本以上の長さ３０ｃｍ以上のエレメ
ントをバードケージ状に張設したバードケージコイルが
知られているが、この従来のバードケージコイルは、被
検体に被せて使用するため、バードケージコイルの内部
を撮像領域とするものであり、大サイズである。従っ
て、体腔内コイルとしての使用は、全く不可能である。
【００１２】上記第２の観点による体腔内ＭＲイメージ
ング方法では、上記構成のＭＲＩ用体腔内コイルを被検
体の体腔内に挿入し、２つの給電点に給電するＭＲＩ用
ＲＦパルスの振幅比を変えるか、又は、２つの取出点か
ら取り出したＮＭＲ信号の振幅比を変えて加算する。上
述のように振幅比を変えることにより等価ループコイル
の向きを変えられから、バードケージコイルの外部に対
する磁場分布の最大放射方向あるいは感度分布の最大感
度方向を制御できる。すなわち、バードケージコイルの
向きを変えることなく、撮像領域を変更できるようにな
る。
ング方法では、上記構成のＭＲＩ用体腔内コイルを被検
体の体腔内に挿入し、２つの給電点に給電するＭＲＩ用
ＲＦパルスの振幅比を変えるか、又は、２つの取出点か
ら取り出したＮＭＲ信号の振幅比を変えて加算する。上
述のように振幅比を変えることにより等価ループコイル
の向きを変えられから、バードケージコイルの外部に対
する磁場分布の最大放射方向あるいは感度分布の最大感
度方向を制御できる。すなわち、バードケージコイルの
向きを変えることなく、撮像領域を変更できるようにな
る。
【００１３】上記第３の観点による体腔内ＭＲイメージ
ング方法では、上記構成のＭＲＩ用体腔内コイルを被検
体の体腔内に挿入し、２つの給電点に給電するＭＲＩ用
ＲＦパルスに位相差を付けるか、又は、２つの取出点か
ら取り出したＮＭＲ信号に位相差を付けて加算する。上
述のように位相差を付けることにより等価ループコイル
の向きを変えられから、バードケージコイルの外部に対
する磁場分布の最大放射方向あるいは感度分布の最大感
度方向を制御できる。すなわち、バードケージコイルの
向きを変えることなく、撮像領域を変更できるようにな
る。
ング方法では、上記構成のＭＲＩ用体腔内コイルを被検
体の体腔内に挿入し、２つの給電点に給電するＭＲＩ用
ＲＦパルスに位相差を付けるか、又は、２つの取出点か
ら取り出したＮＭＲ信号に位相差を付けて加算する。上
述のように位相差を付けることにより等価ループコイル
の向きを変えられから、バードケージコイルの外部に対
する磁場分布の最大放射方向あるいは感度分布の最大感
度方向を制御できる。すなわち、バードケージコイルの
向きを変えることなく、撮像領域を変更できるようにな
る。
【００１４】上記第４の観点による体腔内ＭＲイメージ
ング方法では、上記のＭＲＩ用体腔内コイルを被検体の
体腔内に挿入し、２つの給電点に給電するＭＲＩ用ＲＦ
パルスの位相差を９０゜とするか又は２箇所の給電点ま
たは取出点のなす角度とする。あるいは、２つの取出点
から取り出したＮＭＲ信号の位相差を９０゜とするか又
は２箇所の給電点または取出点のなす角度として加算す
る。９０゜又は２箇所の給電点または取出点のなす角度
の位相差を付けることにより等価ループコイルの向きが
回転するようになるから、バードケージコイルの向きを
変えることなく、撮像領域を回転させられるようにな
る。
ング方法では、上記のＭＲＩ用体腔内コイルを被検体の
体腔内に挿入し、２つの給電点に給電するＭＲＩ用ＲＦ
パルスの位相差を９０゜とするか又は２箇所の給電点ま
たは取出点のなす角度とする。あるいは、２つの取出点
から取り出したＮＭＲ信号の位相差を９０゜とするか又
は２箇所の給電点または取出点のなす角度として加算す
る。９０゜又は２箇所の給電点または取出点のなす角度
の位相差を付けることにより等価ループコイルの向きが
回転するようになるから、バードケージコイルの向きを
変えることなく、撮像領域を回転させられるようにな
る。
【００１５】上記第５の観点による体腔内ＭＲイメージ
ング方法では、位相差を正方向（進める）にするか，又
は，負方向（遅らす）にするかを、バードケージコイル
の内部の対象核子からのＮＭＲ信号の回転方向と反対方
向になるようにする。すなわち、バードケージコイルの
内部を撮像領域とする一般的な使用法の場合とは逆とす
る。これにより、バードケージコイルの内部からのＮＭ
Ｒ信号を抑制できる（例えば内視鏡のチューブ類などが
画像化されるのを抑制できる）。
ング方法では、位相差を正方向（進める）にするか，又
は，負方向（遅らす）にするかを、バードケージコイル
の内部の対象核子からのＮＭＲ信号の回転方向と反対方
向になるようにする。すなわち、バードケージコイルの
内部を撮像領域とする一般的な使用法の場合とは逆とす
る。これにより、バードケージコイルの内部からのＮＭ
Ｒ信号を抑制できる（例えば内視鏡のチューブ類などが
画像化されるのを抑制できる）。
【００１６】上記第６の観点による体腔内ＭＲイメージ
ング方法では、上記回転と同期させて、ＭＲＩ用ＲＦパ
ルスの振幅またはＮＭＲ信号の振幅を変化させる。振幅
を変化させると、有効な磁場分布あるいは有効な感度分
布の広がりが変化する。そこで、上記回転と同期させる
ことにより、特殊な形状（例えば星形など）の撮像領域
を形成できるようになる。
ング方法では、上記回転と同期させて、ＭＲＩ用ＲＦパ
ルスの振幅またはＮＭＲ信号の振幅を変化させる。振幅
を変化させると、有効な磁場分布あるいは有効な感度分
布の広がりが変化する。そこで、上記回転と同期させる
ことにより、特殊な形状（例えば星形など）の撮像領域
を形成できるようになる。
【００１７】上記第７の観点によるＭＲＩ装置は、上記
構成のＭＲＩ用体腔内コイルと、そのＭＲＩ用体腔内コ
イルの２つの給電点に給電するＭＲＩ用ＲＦパルスの振
幅比を変えるための可変ゲイン増幅器、及び／又は、前
記ＭＲＩ用体腔内コイルの２つの取出点から取り出した
ＮＭＲ信号の振幅比を変えて加算するための可変ゲイン
増幅器および加算器とを具備している。これにより、上
記第２の観点による体腔内ＭＲイメージング方法を好適
に実施できる。
構成のＭＲＩ用体腔内コイルと、そのＭＲＩ用体腔内コ
イルの２つの給電点に給電するＭＲＩ用ＲＦパルスの振
幅比を変えるための可変ゲイン増幅器、及び／又は、前
記ＭＲＩ用体腔内コイルの２つの取出点から取り出した
ＮＭＲ信号の振幅比を変えて加算するための可変ゲイン
増幅器および加算器とを具備している。これにより、上
記第２の観点による体腔内ＭＲイメージング方法を好適
に実施できる。
【００１８】上記第８の観点によるＭＲＩ装置では、上
記構成のＭＲＩ用体腔内コイルと、そのＭＲＩ用体腔内
コイルの２つの給電点に給電するＭＲＩ用ＲＦパルスに
位相差を付けるための位相シフト手段、及び／又は、前
記ＭＲＩ用体腔内コイルの２つの取出点から取り出した
ＮＭＲ信号に位相差を付けて加算するための位相シフト
手段および加算器とを具備している。これにより、上記
第３の観点から第５の観点による体腔内ＭＲイメージン
グ方法を好適に実施できる。
記構成のＭＲＩ用体腔内コイルと、そのＭＲＩ用体腔内
コイルの２つの給電点に給電するＭＲＩ用ＲＦパルスに
位相差を付けるための位相シフト手段、及び／又は、前
記ＭＲＩ用体腔内コイルの２つの取出点から取り出した
ＮＭＲ信号に位相差を付けて加算するための位相シフト
手段および加算器とを具備している。これにより、上記
第３の観点から第５の観点による体腔内ＭＲイメージン
グ方法を好適に実施できる。
【００１９】上記第９の観点によるＭＲＩ装置では、上
記構成のＭＲＩ用体腔内コイルと、そのＭＲＩ用体腔内
コイルの２つの給電点に給電するＭＲＩ用ＲＦパルスの
振幅を変えるための可変ゲイン増幅器および位相差を付
けるための位相シフト手段、及び／又は、前記ＭＲＩ用
体腔内コイルの２つの取出点から取り出したＮＭＲ信号
の振幅を変えるための可変ゲイン増幅器および位相差を
付けるための位相シフト手段および加算するための加算
器とを具備している。これにより、上記第２の観点から
第６の観点による体腔内ＭＲイメージング方法を好適に
実施できる。
記構成のＭＲＩ用体腔内コイルと、そのＭＲＩ用体腔内
コイルの２つの給電点に給電するＭＲＩ用ＲＦパルスの
振幅を変えるための可変ゲイン増幅器および位相差を付
けるための位相シフト手段、及び／又は、前記ＭＲＩ用
体腔内コイルの２つの取出点から取り出したＮＭＲ信号
の振幅を変えるための可変ゲイン増幅器および位相差を
付けるための位相シフト手段および加算するための加算
器とを具備している。これにより、上記第２の観点から
第６の観点による体腔内ＭＲイメージング方法を好適に
実施できる。
【００２０】なお、この発明は、ＭＲＳ（Ｍagnetic Ｒ
esonance Ｓpectroscopy）にも適用できる。
esonance Ｓpectroscopy）にも適用できる。
【００２１】
【実施例】以下、図に示す実施例によりこの発明をさら
に詳細に説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。
に詳細に説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。
【００２２】−第１実施例−
図１は、この発明のＭＲＩ装置の一実施例のブロック図
である。このＭＲＩ装置１０において、マグネットアセ
ンブリ１１は、内部に被検体を収容する空間部分（孔）
を取りまくようにして、被検体に一定の主（静）磁場を
印加する主磁場コイル１２と、勾配磁場を発生するため
の勾配磁場コイル１３（読み出し軸，位相軸，スライス
軸の３軸のコイルを備えている）と、被検体内の対象核
子を励起する励起パルスや磁化を反転させる反転パルス
などのＲＦパルスを与える送信コイル１４等が配置され
ている。主磁場コイル１２，勾配磁場コイル１３および
送信コイル１４は、それぞれ主磁場電源１５，勾配磁場
駆動回路１６およびＲＦ電力増幅器１７に接続されてい
る。前記送信コイル１４は、例えばボディコイルであ
る。
である。このＭＲＩ装置１０において、マグネットアセ
ンブリ１１は、内部に被検体を収容する空間部分（孔）
を取りまくようにして、被検体に一定の主（静）磁場を
印加する主磁場コイル１２と、勾配磁場を発生するため
の勾配磁場コイル１３（読み出し軸，位相軸，スライス
軸の３軸のコイルを備えている）と、被検体内の対象核
子を励起する励起パルスや磁化を反転させる反転パルス
などのＲＦパルスを与える送信コイル１４等が配置され
ている。主磁場コイル１２，勾配磁場コイル１３および
送信コイル１４は、それぞれ主磁場電源１５，勾配磁場
駆動回路１６およびＲＦ電力増幅器１７に接続されてい
る。前記送信コイル１４は、例えばボディコイルであ
る。
【００２３】ＭＲＩ用体腔内コイル１００は、被検体の
体腔内に挿入される内視鏡Ｎに内蔵されたバードケージ
コイル１と、そのバードケージコイル１に設けた９０゜
の角度間隔を持つ２箇所の取出点Ｐ，Ｑにそれぞれ接続
された２つの同軸ケーブル２ｐ，２ｑとを具備して構成
されている。前記バードケージコイル１は、直径１ｃｍ
の第１リングＲ１および第２リングＲ２の間に、長さ３
ｃｍの４本のエレメントＥ１〜Ｅ４をバードケージ状に
張設し、第１リングＲ１および第２リングＲ２とエレメ
ントＥ１〜Ｅ４の接続点間にコンデンサＣを介設した構
造である。これは、いわゆるハイパス型のバードケージ
コイルの構造である。第１リングＲ１のコンデンサＣの
うちの９０゜の角度間隔を持つ２つが取出点Ｐ，Ｑであ
る。この取出点ＰのコンデンサＣの両端に、同軸ケーブ
ル２ｐを整合回路（図示省略）を介して接続する。ま
た、取出点ＱのコンデンサＣの両端に、同軸ケーブル２
ｑを整合回路（図示省略）を介して接続する。
体腔内に挿入される内視鏡Ｎに内蔵されたバードケージ
コイル１と、そのバードケージコイル１に設けた９０゜
の角度間隔を持つ２箇所の取出点Ｐ，Ｑにそれぞれ接続
された２つの同軸ケーブル２ｐ，２ｑとを具備して構成
されている。前記バードケージコイル１は、直径１ｃｍ
の第１リングＲ１および第２リングＲ２の間に、長さ３
ｃｍの４本のエレメントＥ１〜Ｅ４をバードケージ状に
張設し、第１リングＲ１および第２リングＲ２とエレメ
ントＥ１〜Ｅ４の接続点間にコンデンサＣを介設した構
造である。これは、いわゆるハイパス型のバードケージ
コイルの構造である。第１リングＲ１のコンデンサＣの
うちの９０゜の角度間隔を持つ２つが取出点Ｐ，Ｑであ
る。この取出点ＰのコンデンサＣの両端に、同軸ケーブ
ル２ｐを整合回路（図示省略）を介して接続する。ま
た、取出点ＱのコンデンサＣの両端に、同軸ケーブル２
ｑを整合回路（図示省略）を介して接続する。
【００２４】なお、バードケージコイル１のエレメント
は３本以上あればよいが、製作の容易さと感度の観点か
ら４本が好ましい。また、上記バードケージコイル１
は、リングＲ１，Ｒ２にコンデンサＣを介設し，エレメ
ントＥ１〜Ｅ４にはコンデンサＣを介設していないが、
リングＲ１，Ｒ２にコンデンサＣを介設せず，エレメン
トＥ１〜Ｅ４にコンデンサＣを介設してもよい。
は３本以上あればよいが、製作の容易さと感度の観点か
ら４本が好ましい。また、上記バードケージコイル１
は、リングＲ１，Ｒ２にコンデンサＣを介設し，エレメ
ントＥ１〜Ｅ４にはコンデンサＣを介設していないが、
リングＲ１，Ｒ２にコンデンサＣを介設せず，エレメン
トＥ１〜Ｅ４にコンデンサＣを介設してもよい。
【００２５】シーケンス記憶回路１８は、計算機１９か
らの指令に従い、記憶されているパルスシーケンスに基
づいて勾配磁場駆動回路１６を制御し、前記勾配磁場コ
イル１３から勾配磁場を発生させると共に、ゲート変調
回路２０を制御し、ＲＦ発振回路２１の高周波出力信号
を所定タイミング・所定包絡線のパルス状信号に変調
し、それをＲＦ電力増幅器１７に加え、ＲＦ電力増幅器
１７でパワー増幅した後、前記送信コイル１４に印加
し、ＲＦパルスを送信する。
らの指令に従い、記憶されているパルスシーケンスに基
づいて勾配磁場駆動回路１６を制御し、前記勾配磁場コ
イル１３から勾配磁場を発生させると共に、ゲート変調
回路２０を制御し、ＲＦ発振回路２１の高周波出力信号
を所定タイミング・所定包絡線のパルス状信号に変調
し、それをＲＦ電力増幅器１７に加え、ＲＦ電力増幅器
１７でパワー増幅した後、前記送信コイル１４に印加
し、ＲＦパルスを送信する。
【００２６】被検体からのＮＭＲ信号は、ＭＲＩ用体腔
内コイル１００で受信され、同軸ケーブル２ｐ，２ｑに
より体腔外へ導出され、検出信号Ｓｐ，Ｓｑとして可変
ゲイン増幅器３ｐ，３ｑに入力される。可変ゲイン増幅
器３ｐのゲインｇ１と可変増幅器３ｑのゲインｇ２は、 ｇ１・ｇ１＋ｇ２・ｇ２＝一定 …(１) なる条件下で可変である。可変ゲイン増幅器３ｐ，３ｑ
の出力信号Ｓｇ１，Ｓｇ２は、加算器４で加算される。
加算器４の出力信号Ｓｏは、位相検波器２２に入力され
る。位相検波器２２は、ＲＦ発振回路２１の出力を参照
信号とし、加算器４の出力信号を位相検波して、Ａ／Ｄ
変換器２３に与える。Ａ／Ｄ変換器２３は、位相検波後
のアナログ信号をデジタル信号に変換して、計算機１９
に入力する。計算機１９は、Ａ／Ｄ変換器２３からのデ
ジタル信号に対する画像再構成演算を行い、撮像領域の
画像（対象核子密度像）を生成する。この画像は、表示
装置２４にて表示される。また、計算機１９は、操作卓
２５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。
内コイル１００で受信され、同軸ケーブル２ｐ，２ｑに
より体腔外へ導出され、検出信号Ｓｐ，Ｓｑとして可変
ゲイン増幅器３ｐ，３ｑに入力される。可変ゲイン増幅
器３ｐのゲインｇ１と可変増幅器３ｑのゲインｇ２は、 ｇ１・ｇ１＋ｇ２・ｇ２＝一定 …(１) なる条件下で可変である。可変ゲイン増幅器３ｐ，３ｑ
の出力信号Ｓｇ１，Ｓｇ２は、加算器４で加算される。
加算器４の出力信号Ｓｏは、位相検波器２２に入力され
る。位相検波器２２は、ＲＦ発振回路２１の出力を参照
信号とし、加算器４の出力信号を位相検波して、Ａ／Ｄ
変換器２３に与える。Ａ／Ｄ変換器２３は、位相検波後
のアナログ信号をデジタル信号に変換して、計算機１９
に入力する。計算機１９は、Ａ／Ｄ変換器２３からのデ
ジタル信号に対する画像再構成演算を行い、撮像領域の
画像（対象核子密度像）を生成する。この画像は、表示
装置２４にて表示される。また、計算機１９は、操作卓
２５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。
【００２７】さて、可変ゲイン増幅器３ｐのゲインｇ１
と可変増幅器３ｑのゲインｇ２を調整し、出力信号Ｓｇ
１，Ｓｇ２の位相差を付けずに振幅比を例えば１：０に
定める（つまり、ゲインｇ１は“０”でない値とし、ゲ
インｇ２は“０”にする）と、図２の（ａ）に模式的に
示すような定在波ＳＷを第１リングＲ１上に生じさせる
ようなＮＭＲ信号を受信する状態となる。これは、図２
の（ｂ）に模式的に示すようなエレメントＥ２とＥ４を
結んだループコイルにより受信する状態と電気的に等価
となる。従って、感度分布Ａの最大感度方向は、エレメ
ントＥ２とＥ４を含む面に垂直な方向すなわちｘ方向に
向くようになる。一方、可変ゲイン増幅器３ｐのゲイン
ｇ１と可変増幅器３ｑのゲインｇ２を調整し、出力信号
Ｓｇ１，Ｓｇ２の位相差を付けずに振幅比を例えば０：
１に定める（つまり、ゲインｇ１は“０”とし、ゲイン
ｇ２は“０”でない値にする）と、図３の（ｂ）に模式
的に示すような定在波ＳＷを第１リングＲ１上に生じさ
せるようなＮＭＲ信号を受信する状態となる。これは、
図３の（ｂ）に模式的に示すようなエレメントＥ１とＥ
３を結んだループコイルにより受信する状態と電気的に
等価となる。従って、感度分布Ａの最大感度方向は、エ
レメントＥ１とＥ３を含む面に垂直な方向すなわちｙ方
向に向くようになる。結局、図２，図３から類推される
ように、位相差を付けずに可変ゲイン増幅器３ｐのゲイ
ンｇ１と可変増幅器３ｑのゲインｇ２を調整し、出力信
号Ｓｇ１，Ｓｇ２の振幅比を適当に変えると、感度分布
Ａの最大感度方向を任意に変更することが出来る。すな
わち、ＭＲＩ用体腔内コイル１００の向きを変えずに
（内視鏡Ｎの向きを変える操作をせずに）、撮像領域を
変更できるようになる。従って、例えば関心部位が移動
したときに、その関心部位を追跡して撮像できるように
なる。
と可変増幅器３ｑのゲインｇ２を調整し、出力信号Ｓｇ
１，Ｓｇ２の位相差を付けずに振幅比を例えば１：０に
定める（つまり、ゲインｇ１は“０”でない値とし、ゲ
インｇ２は“０”にする）と、図２の（ａ）に模式的に
示すような定在波ＳＷを第１リングＲ１上に生じさせる
ようなＮＭＲ信号を受信する状態となる。これは、図２
の（ｂ）に模式的に示すようなエレメントＥ２とＥ４を
結んだループコイルにより受信する状態と電気的に等価
となる。従って、感度分布Ａの最大感度方向は、エレメ
ントＥ２とＥ４を含む面に垂直な方向すなわちｘ方向に
向くようになる。一方、可変ゲイン増幅器３ｐのゲイン
ｇ１と可変増幅器３ｑのゲインｇ２を調整し、出力信号
Ｓｇ１，Ｓｇ２の位相差を付けずに振幅比を例えば０：
１に定める（つまり、ゲインｇ１は“０”とし、ゲイン
ｇ２は“０”でない値にする）と、図３の（ｂ）に模式
的に示すような定在波ＳＷを第１リングＲ１上に生じさ
せるようなＮＭＲ信号を受信する状態となる。これは、
図３の（ｂ）に模式的に示すようなエレメントＥ１とＥ
３を結んだループコイルにより受信する状態と電気的に
等価となる。従って、感度分布Ａの最大感度方向は、エ
レメントＥ１とＥ３を含む面に垂直な方向すなわちｙ方
向に向くようになる。結局、図２，図３から類推される
ように、位相差を付けずに可変ゲイン増幅器３ｐのゲイ
ンｇ１と可変増幅器３ｑのゲインｇ２を調整し、出力信
号Ｓｇ１，Ｓｇ２の振幅比を適当に変えると、感度分布
Ａの最大感度方向を任意に変更することが出来る。すな
わち、ＭＲＩ用体腔内コイル１００の向きを変えずに
（内視鏡Ｎの向きを変える操作をせずに）、撮像領域を
変更できるようになる。従って、例えば関心部位が移動
したときに、その関心部位を追跡して撮像できるように
なる。
【００２８】−第２実施例−
図４は、この発明の第２実施例のＭＲＩ装置の要部構成
図である。このＭＲＩ装置は、第１実施例のＭＲＩ装置
１０における可変ゲイン増幅器３ｐ，３ｑを、位相シフ
ト器５ｐ，５ｑに置換したものである。位相シフト器５
ｐ，５ｑは、信号Ｓｐ，Ｓｑの位相をシフトし、出力信
号Ｓθ１，Ｓθ２の間に＋９０゜または−９０゜の位相
差を付ける。すると、図５の（ａ）に模式的に示すよう
に、矢印ａ方向または矢印ｂ方向に進む進行波ＴＷを第
１リングＲ１上に生じさせるようなＮＭＲ信号を受信す
る状態となる（時間的に位相を変えて行く定在波ＳＷを
第１リングＲ１上に生じさせるようなＮＭＲ信号を受信
する状態と考えてもよい）。これは、図５の（ｂ）に模
式的に示すように、回転するループコイルにより受信す
る状態と等価となり、感度分布Ａの最大感度方向は矢印
ａ方向または矢印ｂ方向に回転するようになる。従っ
て、感度分布Ａの最大感度方向が３６０゜回転する時間
より長いデータ収集時間とすれば、図５の（ｃ）に模式
的に示すように、ＭＲＩ用体腔内コイル１００の全周に
撮像領域Ａ’を広げることが出来る。そこで、ＭＲＩ用
体腔内コイル１００の全周の画像を得たり、内視鏡Ｎの
ローカライズ（位置決め）に好適である。
図である。このＭＲＩ装置は、第１実施例のＭＲＩ装置
１０における可変ゲイン増幅器３ｐ，３ｑを、位相シフ
ト器５ｐ，５ｑに置換したものである。位相シフト器５
ｐ，５ｑは、信号Ｓｐ，Ｓｑの位相をシフトし、出力信
号Ｓθ１，Ｓθ２の間に＋９０゜または−９０゜の位相
差を付ける。すると、図５の（ａ）に模式的に示すよう
に、矢印ａ方向または矢印ｂ方向に進む進行波ＴＷを第
１リングＲ１上に生じさせるようなＮＭＲ信号を受信す
る状態となる（時間的に位相を変えて行く定在波ＳＷを
第１リングＲ１上に生じさせるようなＮＭＲ信号を受信
する状態と考えてもよい）。これは、図５の（ｂ）に模
式的に示すように、回転するループコイルにより受信す
る状態と等価となり、感度分布Ａの最大感度方向は矢印
ａ方向または矢印ｂ方向に回転するようになる。従っ
て、感度分布Ａの最大感度方向が３６０゜回転する時間
より長いデータ収集時間とすれば、図５の（ｃ）に模式
的に示すように、ＭＲＩ用体腔内コイル１００の全周に
撮像領域Ａ’を広げることが出来る。そこで、ＭＲＩ用
体腔内コイル１００の全周の画像を得たり、内視鏡Ｎの
ローカライズ（位置決め）に好適である。
【００２９】なお、位相差を正方向にするか，負方向に
するかは、バードケージコイル１の内部の対象核子から
のＮＭＲ信号の回転方向と反対になるようにする。すな
わち、バードケージコイル１の内部を撮像領域とする一
般的な使用法の場合とは逆とする。これにより、バード
ケージコイル１の内部からのＮＭＲ信号を抑制できる。
すなわち、内視鏡Ｎのチューブ類などが画像化されるの
を抑制できる。
するかは、バードケージコイル１の内部の対象核子から
のＮＭＲ信号の回転方向と反対になるようにする。すな
わち、バードケージコイル１の内部を撮像領域とする一
般的な使用法の場合とは逆とする。これにより、バード
ケージコイル１の内部からのＮＭＲ信号を抑制できる。
すなわち、内視鏡Ｎのチューブ類などが画像化されるの
を抑制できる。
【００３０】−第３実施例−
図６は、この発明の第３実施例のＭＲＩ装置の要部構成
図である。このＭＲＩ装置は、第１実施例のＭＲＩ装置
１０における可変ゲイン増幅器３ｐ，３ｑおよび第２実
施例のＭＲＩ装置における位相シフト器５ｐ，５ｑの両
方を備えたものである。ｇ２＝ｇ１とし、且つ、感度分
布Ａの最大感度方向が３６０゜回転する時間に合せて可
変ゲイン増幅器３ｐのゲインｇ１と可変増幅器３ｑのゲ
インｇ２を同時に変化させれば、例えば図７に示すよう
な特殊な形状の撮像領域Ａ’を形成することが出来る。
また、可変ゲイン増幅器３ｐのゲインｇ１と可変増幅器
３ｑのゲインｇ２を調整し、振幅比をある値に定めてお
けば、ＭＲＩ用体腔内コイル１００の全周に広がると共
に前記振幅比で決まる方向に特に広がる撮像領域を形成
することが出来る。
図である。このＭＲＩ装置は、第１実施例のＭＲＩ装置
１０における可変ゲイン増幅器３ｐ，３ｑおよび第２実
施例のＭＲＩ装置における位相シフト器５ｐ，５ｑの両
方を備えたものである。ｇ２＝ｇ１とし、且つ、感度分
布Ａの最大感度方向が３６０゜回転する時間に合せて可
変ゲイン増幅器３ｐのゲインｇ１と可変増幅器３ｑのゲ
インｇ２を同時に変化させれば、例えば図７に示すよう
な特殊な形状の撮像領域Ａ’を形成することが出来る。
また、可変ゲイン増幅器３ｐのゲインｇ１と可変増幅器
３ｑのゲインｇ２を調整し、振幅比をある値に定めてお
けば、ＭＲＩ用体腔内コイル１００の全周に広がると共
に前記振幅比で決まる方向に特に広がる撮像領域を形成
することが出来る。
【００３１】−第４実施例−
第４実施例は、ＭＲＩ用体腔内コイル１００を送信コイ
ルとして使用する実施例である。図８は、この発明の第
４実施例のＭＲＩ装置の要部構成図である。ＭＲＩ装置
１０（図１）のゲート変調回路２０の出力信号Ｐｏを２
つに分岐させ、位相シフト器６ｐ，６ｑにより９０゜の
位相差を付ける。さらに、可変ゲインＲＦ電力増幅器７
ｐ，７ｑにより駆動信号Ｐｐ，Ｐｑの振幅を調整する。
そして、これら駆動信号Ｐｐ，Ｐｑを、バードケージコ
イル１の給電点Ｐ，Ｑに加える。
ルとして使用する実施例である。図８は、この発明の第
４実施例のＭＲＩ装置の要部構成図である。ＭＲＩ装置
１０（図１）のゲート変調回路２０の出力信号Ｐｏを２
つに分岐させ、位相シフト器６ｐ，６ｑにより９０゜の
位相差を付ける。さらに、可変ゲインＲＦ電力増幅器７
ｐ，７ｑにより駆動信号Ｐｐ，Ｐｑの振幅を調整する。
そして、これら駆動信号Ｐｐ，Ｐｑを、バードケージコ
イル１の給電点Ｐ，Ｑに加える。
【００３２】駆動信号Ｐｐ，Ｐｑの振幅を等しくすれ
ば、図５の（ｂ）と同様に、磁場分布の最大放射方向が
ＭＲＩ用体腔内コイル１００の周りを回転する。従っ
て、図５の（ａ）と同様に、ＭＲＩ用体腔内コイル１０
０の全周に撮像領域を形成できる。また、駆動信号Ｐ
ｐ，Ｐｑの振幅を等しくし、且つ、磁場分布の最大放射
方向が３６０゜回転する時間に合せて可変ゲインＲＦ電
力増幅器７ｐ，７ｑのゲインを同時に変化させれば、図
７と同様に、特殊な形状の撮像領域を形成することが出
来る。また、可変ゲインＲＦ電力増幅器７ｐ，７ｑのゲ
インを調整し、駆動信号Ｐｐ，Ｐｑの振幅比をある値に
定めておけば、ＭＲＩ用体腔内コイル１００の全周に広
がると共に前記振幅比で決まる方向に特に広がる撮像領
域を形成することが出来る。
ば、図５の（ｂ）と同様に、磁場分布の最大放射方向が
ＭＲＩ用体腔内コイル１００の周りを回転する。従っ
て、図５の（ａ）と同様に、ＭＲＩ用体腔内コイル１０
０の全周に撮像領域を形成できる。また、駆動信号Ｐ
ｐ，Ｐｑの振幅を等しくし、且つ、磁場分布の最大放射
方向が３６０゜回転する時間に合せて可変ゲインＲＦ電
力増幅器７ｐ，７ｑのゲインを同時に変化させれば、図
７と同様に、特殊な形状の撮像領域を形成することが出
来る。また、可変ゲインＲＦ電力増幅器７ｐ，７ｑのゲ
インを調整し、駆動信号Ｐｐ，Ｐｑの振幅比をある値に
定めておけば、ＭＲＩ用体腔内コイル１００の全周に広
がると共に前記振幅比で決まる方向に特に広がる撮像領
域を形成することが出来る。
【００３３】
【発明の効果】この発明のＭＲＩ用体腔内コイルおよび
体腔内ＭＲイメージング方法およびＭＲＩ装置によれ
ば、コイルの向きを変えることなく，最大放射方向（送
信コイルとして用いたとき）または最大感度方向（受信
コイルとして用いたとき）を変えることが出来る。すな
わち、コイルの向きを変えることなく、撮像領域が広が
る方向を任意角度に向けたり、回転させたりできるよう
になる。
体腔内ＭＲイメージング方法およびＭＲＩ装置によれ
ば、コイルの向きを変えることなく，最大放射方向（送
信コイルとして用いたとき）または最大感度方向（受信
コイルとして用いたとき）を変えることが出来る。すな
わち、コイルの向きを変えることなく、撮像領域が広が
る方向を任意角度に向けたり、回転させたりできるよう
になる。
【図１】この発明の第１実施例のＭＲＩ装置の構成図で
ある。
ある。
【図２】図１のＭＲＩ用体腔内コイルの感度分布の説明
図である。
図である。
【図３】図１のＭＲＩ用体腔内コイルの感度分布の別の
説明図である。
説明図である。
【図４】この発明の第２実施例のＭＲＩ装置の要部構成
図である。
図である。
【図５】図４のＭＲＩ用体腔内コイルの感度分布の説明
図である。
図である。
【図６】この発明の第３実施例のＭＲＩ装置の要部構成
図である。
図である。
【図７】図６のＭＲＩ用体腔内コイルの感度分布の説明
図である。
図である。
【図８】この発明の第４実施例のＭＲＩ装置の要部構成
図である。
図である。
【図９】従来のＭＲＩ用体腔内コイルの一例の説明図で
ある。
ある。
【図１０】図９のＭＲＩ用体腔内コイルの感度分布の説
明図である。
明図である。
１０ ＭＲＩ装置
１００ ＭＲＩ用体腔内コイル
１ バードケージコイル
Ｒ１ 第１リング
Ｒ２ 第２リング
Ｅ１〜Ｅ４ エレメント
Ｃ コンデンサ
Ｎ 内視鏡
２ｐ，２ｑ 同軸ケーブル
３ｐ，３ｑ 可変ゲイン増幅器
４ 加算器
５ｐ，５ｑ 位相シフト器
６ｐ，６ｑ 位相シフト器
７ｐ，７ｑ 可変ゲイン電力増幅器
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 5/055
Claims (4)
- 【請求項１】 第１リングおよび第２リングの間にｎ
（ｎは３以上の整数）本のエレメントをバードケージ状
に張設したバードケージコイルと、そのバードケージコ
イルに設けた９０°または（３６０°／ｎ）×ｍ（ｍは
１以上の整数）の角度間隔を持つ２箇所の給電点または
取出点にそれぞれ接続された２つのケーブルとを具備し
たことをを特徴とするＭＲＩ用体腔内コイル。 - 【請求項２】 請求項１に記載のＭＲＩ用体腔内コイル
と、そのＭＲＩ用体腔内コイルの２つの給電点に給電す
るＭＲＩ用ＲＦパルスの振幅比を変えるための可変ゲイ
ン増幅器、及び／又は、前記ＭＲＩ用体腔内コイルの２
つの取出点から取り出したＮＭＲ信号の振幅比を変えて
加算するための可変ゲイン増幅器および加算器とを具備
したことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 【請求項３】 請求項１に記載のＭＲＩ用体腔内コイル
と、そのＭＲＩ用体腔内コイルの２つの給電点に給電す
るＭＲＩ用ＲＦパルスに位相差を付けるための位相シフ
ト手段、及び／又は、前記ＭＲＩ用体腔内コイルの２つ
の取出点から取り出したＮＭＲ信号に位相差を付けて加
算するための位相シフト手段および加算器とを具備した
ことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 【請求項４】 請求項１に記載のＭＲＩ用体腔内コイル
と、そのＭＲＩ用体腔内コイルの２つの給電点に給電す
るＭＲＩ用ＲＦパルスの振幅を変えるための可変ゲイン
増幅器および位相差を付けるための位相シフト手段、及
び／又は、前記ＭＲＩ用体腔内コイルの２つの取出点か
ら取り出したＮＭＲ信号の振幅を変えるための可変ゲイ
ン増幅器および位相差を付けるための位相シフト手段お
よび加算するための加算器とを具備したことを特徴とす
るＭＲＩ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP22487894A JP3469651B2 (ja) | 1994-09-20 | 1994-09-20 | Ｍｒｉ用体腔内コイルおよびｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
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