JPH05261083A - 核磁気共鳴検査装置 - Google Patents
核磁気共鳴検査装置Info
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- JPH05261083A JPH05261083A JP4063069A JP6306992A JPH05261083A JP H05261083 A JPH05261083 A JP H05261083A JP 4063069 A JP4063069 A JP 4063069A JP 6306992 A JP6306992 A JP 6306992A JP H05261083 A JPH05261083 A JP H05261083A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】核磁気共鳴検出信号を検出コイルから取り出す
とき、外来の影響を受けにくくし、かつ検出コイルの交
換が良いにできるＭＲＩ装置を提供する。 【構成】検出コイル２４で得る検出信号を増巾する増幅
器９と、増巾された信号を別の周波数に変換する周波数
変換器２５と、周波数変換された信号を無線伝送により
信号処理系に送信する送信機２６とを上記検出コイルと
一体にして検査対象の近傍に設置される検出用プローブ
を構成する。
とき、外来の影響を受けにくくし、かつ検出コイルの交
換が良いにできるＭＲＩ装置を提供する。 【構成】検出コイル２４で得る検出信号を増巾する増幅
器９と、増巾された信号を別の周波数に変換する周波数
変換器２５と、周波数変換された信号を無線伝送により
信号処理系に送信する送信機２６とを上記検出コイルと
一体にして検査対象の近傍に設置される検出用プローブ
を構成する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は生体中の水素や燐等から
の核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を計測
し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する磁気共
鳴イメージング（以下、「ＭＲＩ」という）装置に係
り、特に高周波磁場の発生あるいは受信を行なうＲＦコ
イルに関する。
の核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を計測
し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する磁気共
鳴イメージング（以下、「ＭＲＩ」という）装置に係
り、特に高周波磁場の発生あるいは受信を行なうＲＦコ
イルに関する。
【０００２】
【従来の技術】まず、従来のＭＲＩ装置の構成を示すブ
ロック図、図２を用いて、ＲＦコイルの役割及び信号伝
送手段を説明する。
ロック図、図２を用いて、ＲＦコイルの役割及び信号伝
送手段を説明する。
【０００３】コイル１８は電源１９から供給される電流
により内部の空間に一定強度、一定方向（ｚ軸方向）の
静磁場を発生する。一方３組の傾斜磁場コイル１２、１
３、１４はそれぞれ傾斜磁場コイルドライバ１５、１
６、１７により駆動され、上記静磁場の強度にそれぞれ
ｚ方向、及びこれに直交するｘ方向、ｙ方向にそった傾
斜をつける。これらのコイルの内部には円筒上のボビン
に形成されたＲＦコイル８が設置される。支持台２２の
上に移動可能なベッドが装着され、被検体２０は、ベッ
ド２１に載置されてＲＦコイル８の中に挿入される。高
周波送信器６の出力は送信用増幅器７で増幅されてＲＦ
コイルに与えられ、これにより高周波磁場が発生して検
査対象２０に照射される。制御装置５は、プログラムさ
れたシーケンスに従い、各傾斜磁場コイルの駆動、及び
高周波磁場の発生のタイミングを制御し、もって被検体
の核スピンを励起する。被検体の核磁気共鳴による高周
波信号はＲＦコイル８で検出され、受信用増幅器９、直
交位相検波器１０を介して信号処理装置１１に導かれ
る。信号処理装置はサンプリングした受信データに処理
を施して画像に変換する。このようにＲＦコイル８の役
割は、被検体２０の核スピンの励起と励起した核スピン
が定常状態に戻るときに放出するＮＭＲ信号を検出する
ことである。
により内部の空間に一定強度、一定方向（ｚ軸方向）の
静磁場を発生する。一方３組の傾斜磁場コイル１２、１
３、１４はそれぞれ傾斜磁場コイルドライバ１５、１
６、１７により駆動され、上記静磁場の強度にそれぞれ
ｚ方向、及びこれに直交するｘ方向、ｙ方向にそった傾
斜をつける。これらのコイルの内部には円筒上のボビン
に形成されたＲＦコイル８が設置される。支持台２２の
上に移動可能なベッドが装着され、被検体２０は、ベッ
ド２１に載置されてＲＦコイル８の中に挿入される。高
周波送信器６の出力は送信用増幅器７で増幅されてＲＦ
コイルに与えられ、これにより高周波磁場が発生して検
査対象２０に照射される。制御装置５は、プログラムさ
れたシーケンスに従い、各傾斜磁場コイルの駆動、及び
高周波磁場の発生のタイミングを制御し、もって被検体
の核スピンを励起する。被検体の核磁気共鳴による高周
波信号はＲＦコイル８で検出され、受信用増幅器９、直
交位相検波器１０を介して信号処理装置１１に導かれ
る。信号処理装置はサンプリングした受信データに処理
を施して画像に変換する。このようにＲＦコイル８の役
割は、被検体２０の核スピンの励起と励起した核スピン
が定常状態に戻るときに放出するＮＭＲ信号を検出する
ことである。
【０００４】高周波磁場の照射時の信号伝送経路は、高
周波送信器６で照射用信号を発生し、送信用増幅器７で
数ＫＷに増幅後、ＲＦコイルに伝送するという経路であ
る。一方、ＮＭＲ信号受信時の信号伝送経路は、被検体
２０から放出される信号をＲＦコイルで検出し、検出し
た数μＶの信号を受信用増幅器９で増幅後、直交位相検
波器１０に伝送するというものである。６〜７間、７〜
８間、８〜９間、９〜１０間の信号伝送はそれぞれ同軸
ケーブルを介して行われる。照射時と検出時における相
違点としては照射用ケーブルが大電力用の太いものを使
用しなければならないのに対し、検出用は細いものでも
構わない点である。
周波送信器６で照射用信号を発生し、送信用増幅器７で
数ＫＷに増幅後、ＲＦコイルに伝送するという経路であ
る。一方、ＮＭＲ信号受信時の信号伝送経路は、被検体
２０から放出される信号をＲＦコイルで検出し、検出し
た数μＶの信号を受信用増幅器９で増幅後、直交位相検
波器１０に伝送するというものである。６〜７間、７〜
８間、８〜９間、９〜１０間の信号伝送はそれぞれ同軸
ケーブルを介して行われる。照射時と検出時における相
違点としては照射用ケーブルが大電力用の太いものを使
用しなければならないのに対し、検出用は細いものでも
構わない点である。
【０００５】なお、ＲＦコイルの送受信方式は２種類あ
る。一つは１個のＲＦコイルで照射及び検出を行なうシ
ングルコイル方式であり、もう一つは２個のＲＦコイル
で照射と検出を別々に行うクロスコイル方式である。よ
って図２のＲＦコイルはシングルコイル方式である。な
お、全身用コイルについては、通常、シングルコイル方
式を使用し、磁石の中に据え置かれる。それ以外の頭部
用や表面コイルについてはクロスコイル方式であるた
め、検出のみを行なえばよい。
る。一つは１個のＲＦコイルで照射及び検出を行なうシ
ングルコイル方式であり、もう一つは２個のＲＦコイル
で照射と検出を別々に行うクロスコイル方式である。よ
って図２のＲＦコイルはシングルコイル方式である。な
お、全身用コイルについては、通常、シングルコイル方
式を使用し、磁石の中に据え置かれる。それ以外の頭部
用や表面コイルについてはクロスコイル方式であるた
め、検出のみを行なえばよい。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】従来方法では、次のよ
うな課題がある。
うな課題がある。
【０００７】すなわち、同軸ケーブルが検出用、もしく
は照射、検出兼用のＲＦコイルに接続されていると、同
軸ケーブル自身がアンテナの役目も果たしてしまうた
め、外来ノイズを引き込みやすくなり、その結果、画像
のＳ／Ｎ比が低下してしまう。また、外来ノイズの引き
込みを軽減する目的で、同軸ケーブルの一部分を電磁シ
ールドに接地した場合、電磁シールドとＲＦコイルとの
結合の仕方が異なり、ＲＦコイルの特性が変化してしま
う。
は照射、検出兼用のＲＦコイルに接続されていると、同
軸ケーブル自身がアンテナの役目も果たしてしまうた
め、外来ノイズを引き込みやすくなり、その結果、画像
のＳ／Ｎ比が低下してしまう。また、外来ノイズの引き
込みを軽減する目的で、同軸ケーブルの一部分を電磁シ
ールドに接地した場合、電磁シールドとＲＦコイルとの
結合の仕方が異なり、ＲＦコイルの特性が変化してしま
う。
【０００８】一方、検出用ＲＦコイルは、被検体から放
出されるＮＭＲ信号を受信するため、被検体に密着ある
いは囲むように配置される。そのため、撮影部位に応じ
て検出用ＲＦコイルを移動させる必要があり、この場合
ＲＦコイルに同軸ケーブルが接続されていると、移動が
困難であるばかりでなく、移動の際、同軸ケーブルを可
動部分に挟んでしまう危険性もある。また、測定部位に
応じてＲＦコイルを交換することも多く、その場合に同
軸ケーブルを外し、再度接続するという作業が生じるた
め、接続ミスや接触不良の可能性もでてくる。
出されるＮＭＲ信号を受信するため、被検体に密着ある
いは囲むように配置される。そのため、撮影部位に応じ
て検出用ＲＦコイルを移動させる必要があり、この場合
ＲＦコイルに同軸ケーブルが接続されていると、移動が
困難であるばかりでなく、移動の際、同軸ケーブルを可
動部分に挟んでしまう危険性もある。また、測定部位に
応じてＲＦコイルを交換することも多く、その場合に同
軸ケーブルを外し、再度接続するという作業が生じるた
め、接続ミスや接触不良の可能性もでてくる。
【０００９】そこで本発明の目的は、信号検出用ＲＦコ
イルの特性に影響を与えずに外来ノイズの引き込みの少
ない信号取りだしが可能な核磁気共鳴検査装置の構成を
提供するにある。
イルの特性に影響を与えずに外来ノイズの引き込みの少
ない信号取りだしが可能な核磁気共鳴検査装置の構成を
提供するにある。
【００１０】本発明の別の目的は、信号検出用ＲＦコイ
ルの交換が容易で、信号路の接続ミスや接触不良の可能
性の少ない核磁気共鳴検査装置の構成を提供するにあ
る。
ルの交換が容易で、信号路の接続ミスや接触不良の可能
性の少ない核磁気共鳴検査装置の構成を提供するにあ
る。
【００１１】
【課題を解決するための手段】本発明は、検出用ＲＦコ
イルを含むプローブ内で検出信号を増幅し、無線伝送に
よりプローブから取りだす構成に特徴がある。より具体
的には、検出コイルと、該検出コイルの出力を増幅する
増幅器と、増幅された前記検出コイルの出力信号を別の
周波数帯域の信号に周波数変換する周波数変換器と、周
波数変換された信号を信号処理系に無線伝送する送信手
段とが前記検査対象に近接して配置される検出プローブ
に一体に収納される。
イルを含むプローブ内で検出信号を増幅し、無線伝送に
よりプローブから取りだす構成に特徴がある。より具体
的には、検出コイルと、該検出コイルの出力を増幅する
増幅器と、増幅された前記検出コイルの出力信号を別の
周波数帯域の信号に周波数変換する周波数変換器と、周
波数変換された信号を信号処理系に無線伝送する送信手
段とが前記検査対象に近接して配置される検出プローブ
に一体に収納される。
【００１２】また、上記周波数変換器に用いる参照周信
号をプローブ外から、代表的には信号処理系から無線伝
送により伝達する。
号をプローブ外から、代表的には信号処理系から無線伝
送により伝達する。
【００１３】さらに、本発明の別の特徴にしたがえば、
配列する複数の検出コイルをそなえ、該複数の検出コイ
ルと、それぞれの検出コイルの出力を増幅する複数の増
幅器と、増幅されたされぞれの検出信号を互いに異なる
周波数帯域の信号に周波数変換する周波数変換器と、周
波数変換された信号を前記信号処理系に無線伝送する送
信手段とが前記検査対象に近接して配置される検出プロ
ーブに一体に収納される。
配列する複数の検出コイルをそなえ、該複数の検出コイ
ルと、それぞれの検出コイルの出力を増幅する複数の増
幅器と、増幅されたされぞれの検出信号を互いに異なる
周波数帯域の信号に周波数変換する周波数変換器と、周
波数変換された信号を前記信号処理系に無線伝送する送
信手段とが前記検査対象に近接して配置される検出プロ
ーブに一体に収納される。
【００１４】本発明のさらに別の特徴は、検出コイル
と、該検出コイルから得られる検出信号をサンプリング
してデジタル信号に変換するアナログ・デジタル変換器
と、デジタル信号に変換された信号を前記信号処理系に
無線伝送する送信手段とが前記検査対象に近接して配置
される検出プローブに一体に収納される点にある。
と、該検出コイルから得られる検出信号をサンプリング
してデジタル信号に変換するアナログ・デジタル変換器
と、デジタル信号に変換された信号を前記信号処理系に
無線伝送する送信手段とが前記検査対象に近接して配置
される検出プローブに一体に収納される点にある。
【００１５】本発明のさらに別の特徴は、検出コイル
と、該検出コイルから得られる検出信号をサンプリング
してデジタル信号に変換するアナログ・デジタル変換器
と、デジタル信号に変換された信号を記憶するための記
憶媒体取りだし可能な記憶手段とが前記検査対象に近接
して配置される検出プローブに一体に収納される点にあ
る。
と、該検出コイルから得られる検出信号をサンプリング
してデジタル信号に変換するアナログ・デジタル変換器
と、デジタル信号に変換された信号を記憶するための記
憶媒体取りだし可能な記憶手段とが前記検査対象に近接
して配置される検出プローブに一体に収納される点にあ
る。
【００１６】
【作用】上記構成によれば、ＲＦコイルを完全にフロー
ティングにできるため、外来ノイズを最小限に抑えられ
る。また、ＲＦコイルを交換する場合も、各ＲＦコイル
を搭載したプローブごと交換すれば良く、そのときケー
ブルの接続作業が無いので交換が容易であるばかりか接
続ミスや接触不良が生じない。
ティングにできるため、外来ノイズを最小限に抑えられ
る。また、ＲＦコイルを交換する場合も、各ＲＦコイル
を搭載したプローブごと交換すれば良く、そのときケー
ブルの接続作業が無いので交換が容易であるばかりか接
続ミスや接触不良が生じない。
【００１７】また、検出信号を直交位相検波器に伝送す
る前にアナログとデジタルの両面から処理できるため、
ＳＮ比を低下させることなく複雑な処理が行なえる。
る前にアナログとデジタルの両面から処理できるため、
ＳＮ比を低下させることなく複雑な処理が行なえる。
【００１８】さらに、参照周波数などの信号を外部機器
より送受信できるため、直交位相検波器との位相を揃え
たり、プローブ外部機器との同期を容易にとれる。
より送受信できるため、直交位相検波器との位相を揃え
たり、プローブ外部機器との同期を容易にとれる。
【００１９】
【実施例】図１は、本発明の一実施例であるＭＲＩ装置
の構成図である。
の構成図である。
【００２０】従来技術である図２との相違点は、従来、
受信時における信号伝送手段が同軸ケーブルを用いてい
たのに対し、本発明では同軸ケーブルを使用することな
く無線で信号を伝送している点である。なお、照射用の
高周波磁場の送信については、以下の理由で無線伝送を
行なっていない。理由としては、送信時、数ＫＷの電力
を供給する必要があると共に送信を行なうＲＦコイル
は、通常磁石の中に据え置かれるためにコイル交換を必
要としないためである。
受信時における信号伝送手段が同軸ケーブルを用いてい
たのに対し、本発明では同軸ケーブルを使用することな
く無線で信号を伝送している点である。なお、照射用の
高周波磁場の送信については、以下の理由で無線伝送を
行なっていない。理由としては、送信時、数ＫＷの電力
を供給する必要があると共に送信を行なうＲＦコイル
は、通常磁石の中に据え置かれるためにコイル交換を必
要としないためである。
【００２１】よって、以下に示す実施例のＲＦコイルは
受信専用の検出コイルである。つまり、核スピンの励起
などのために高周波磁場を検査対象に照射するのは別の
照射用コイルで行なう。なお、全身用コイルのように送
受信を一つのコイルで行なうものに関しては、受信経路
のみを対象とする。以下、詳細な説明を行なう。
受信専用の検出コイルである。つまり、核スピンの励起
などのために高周波磁場を検査対象に照射するのは別の
照射用コイルで行なう。なお、全身用コイルのように送
受信を一つのコイルで行なうものに関しては、受信経路
のみを対象とする。以下、詳細な説明を行なう。
【００２２】コイル１８は電源１９から供給される電流
により内部の空間に一定強度、一定方向（ｚ軸方向）の
静磁場を発生する。一方３組の傾斜磁場コイル１２、１
３、１４はそれぞれ傾斜磁場コイルドライバ１５、１
６、１７により駆動され、上記静磁場の強度にそれぞれ
ｚ方向、及びこれに直交するｘ方向、ｙ方向にそった傾
斜をつける。これらのコイルの内部には照射用ＲＦコイ
ル８−１と検出用ＲＦコイルを含むプローブ８−２が設
置される。支持台２２の上に移動可能なベッドが装着さ
れ、被検体２０は、ベッド２１に載置されて照射用コイ
ル８−１の中に挿入される。高周波送信器６の出力は送
信用増幅器７で増幅されて照射用ＲＦコイル８−１に与
えられ、もって高周波磁場が発生する。制御装置５は、
プログラムされたシーケンスに従い、各傾斜磁場コイル
の駆動、及び高周波磁場の発生のタイミングを制御し、
もって被検体の核スピンを励起する。被検体の核磁気共
鳴による高周波信号は被検体２０の体表近くに設置され
たプローブ８−２の検出用ＲＦコイルで検出され、検出
信号は無線で送信される。送信された信号は、信号処理
系１にで受信して核スピン画像の再構成のための処理が
成される。即ち、信号処理系１には無線用受信器２３が
設けられ、無線用受信器２３で受信された信号は直交位
相検波器１０を介して信号処理装置１１に導かれる。信
号処理装置はサンプリングした受信データに処理を施し
て画像に変換する。なお、検出用ＲＦコイルで検出した
信号を増幅する受信用増幅器は、プローブ８−２に内蔵
されている。
により内部の空間に一定強度、一定方向（ｚ軸方向）の
静磁場を発生する。一方３組の傾斜磁場コイル１２、１
３、１４はそれぞれ傾斜磁場コイルドライバ１５、１
６、１７により駆動され、上記静磁場の強度にそれぞれ
ｚ方向、及びこれに直交するｘ方向、ｙ方向にそった傾
斜をつける。これらのコイルの内部には照射用ＲＦコイ
ル８−１と検出用ＲＦコイルを含むプローブ８−２が設
置される。支持台２２の上に移動可能なベッドが装着さ
れ、被検体２０は、ベッド２１に載置されて照射用コイ
ル８−１の中に挿入される。高周波送信器６の出力は送
信用増幅器７で増幅されて照射用ＲＦコイル８−１に与
えられ、もって高周波磁場が発生する。制御装置５は、
プログラムされたシーケンスに従い、各傾斜磁場コイル
の駆動、及び高周波磁場の発生のタイミングを制御し、
もって被検体の核スピンを励起する。被検体の核磁気共
鳴による高周波信号は被検体２０の体表近くに設置され
たプローブ８−２の検出用ＲＦコイルで検出され、検出
信号は無線で送信される。送信された信号は、信号処理
系１にで受信して核スピン画像の再構成のための処理が
成される。即ち、信号処理系１には無線用受信器２３が
設けられ、無線用受信器２３で受信された信号は直交位
相検波器１０を介して信号処理装置１１に導かれる。信
号処理装置はサンプリングした受信データに処理を施し
て画像に変換する。なお、検出用ＲＦコイルで検出した
信号を増幅する受信用増幅器は、プローブ８−２に内蔵
されている。
【００２３】以下、プローブ８−２についての実施例を
説明する。図３（ａ）はプローブの鳥瞰図、図３（ｂ）
はブロック構成図である。以下、ブロック図に従い説明
を行なう。被検体から放出された信号は、ＲＦコイル２
４で検出後、受信用増幅器９で増幅され、周波数変換器
２５で、検出した信号とは異なる周波数に変換後、無線
用送信器２６を用いて無線で伝送される。伝送された信
号は、図１で示した無線用受信器２３で受信され、直交
位相検波器１０で検波され信号処理装置１１に取り込ま
れる。プローブ内の各回路には駆動用電源４０から電力
が供給される。プローブに検出用増幅器を内蔵している
目的は、外来ノイズの影響を小さくするためであり、そ
のゲインは２０〜５０ｄＢ程度である。無線で伝送する
前に周波数変換器で検出信号の周波数を異ならせている
のは、検出時にノイズが混入するのを防ぐためである。
説明する。図３（ａ）はプローブの鳥瞰図、図３（ｂ）
はブロック構成図である。以下、ブロック図に従い説明
を行なう。被検体から放出された信号は、ＲＦコイル２
４で検出後、受信用増幅器９で増幅され、周波数変換器
２５で、検出した信号とは異なる周波数に変換後、無線
用送信器２６を用いて無線で伝送される。伝送された信
号は、図１で示した無線用受信器２３で受信され、直交
位相検波器１０で検波され信号処理装置１１に取り込ま
れる。プローブ内の各回路には駆動用電源４０から電力
が供給される。プローブに検出用増幅器を内蔵している
目的は、外来ノイズの影響を小さくするためであり、そ
のゲインは２０〜５０ｄＢ程度である。無線で伝送する
前に周波数変換器で検出信号の周波数を異ならせている
のは、検出時にノイズが混入するのを防ぐためである。
【００２４】検出する信号の周波数は、核種と静磁場強
度で決定される。通常、使用される静磁場強度は、０．
１２〜２．０テスラ（Ｔ）であり、このとき検出信号周
波数は５〜１００ＭＨｚ程度である。具体的には、静磁
場強度１．５Ｔでの水素のラーモア周波数は約６３．８
ＭＨｚであり、ＲＦコイルで受信される検出信号周波数
帯域はこのラーモア周波数を中心として数十ＫＨｚであ
る。このように、検出される信号の周波数及び帯域はあ
らかじめ決定しているため、この周波数と異なる周波数
に変換すれば良い。
度で決定される。通常、使用される静磁場強度は、０．
１２〜２．０テスラ（Ｔ）であり、このとき検出信号周
波数は５〜１００ＭＨｚ程度である。具体的には、静磁
場強度１．５Ｔでの水素のラーモア周波数は約６３．８
ＭＨｚであり、ＲＦコイルで受信される検出信号周波数
帯域はこのラーモア周波数を中心として数十ＫＨｚであ
る。このように、検出される信号の周波数及び帯域はあ
らかじめ決定しているため、この周波数と異なる周波数
に変換すれば良い。
【００２５】周波数変換器の具体的な構成例を図４に示
す。増幅器９で増幅された第１周波数、つまり検出信号
周波数の信号２７−１と、参照信号発生器３２で発生す
る参照信号２７−３とが乗算器２９で乗算され、混合信
号２７−２が得られる。混合信号のうち、検出信号の周
波数と参照信号の周波数の差の周波数の成分（低周波数
成分）もしくは両周波数の和の周波数の成分（高周波成
分）の一方がフィルタ３０で抽出され、送信用の第２周
波数の信号２７−４として図３（ａ）の無線用送信器２
６に導かれる。例えば、検出信号周波数が６３．８ＭＨ
ｚであるとき、参照信号２７−３の周波数を６３．６Ｍ
Ｈｚとし、２００ＫＨｚの低周波数成分と１２７．４Ｍ
Ｈｚの高周波成分を含む混合信号を得てこの２００ＫＨ
ｚの低周波成分を無線伝送に利用する。このとき、フィ
ルタ３０としてはローパスフィルタを用いる。また、１
２７．４ＭＨｚの高周波成分を無線伝送に利用する場合
は通過中心周波数が１２７．４ＭＨｚのバンドパスフィ
ルタをフィルタ３０として用いる。なお、この構成に代
えて、低周波数成分と高周波成分の両方を含む混合信号
のままで無線伝送を行い、受信側に、つまり図１の無線
用受信器２３の内部もしくは後段に混合信号の何れかの
周波数を抽出するフィルタを設けても良い。
す。増幅器９で増幅された第１周波数、つまり検出信号
周波数の信号２７−１と、参照信号発生器３２で発生す
る参照信号２７−３とが乗算器２９で乗算され、混合信
号２７−２が得られる。混合信号のうち、検出信号の周
波数と参照信号の周波数の差の周波数の成分（低周波数
成分）もしくは両周波数の和の周波数の成分（高周波成
分）の一方がフィルタ３０で抽出され、送信用の第２周
波数の信号２７−４として図３（ａ）の無線用送信器２
６に導かれる。例えば、検出信号周波数が６３．８ＭＨ
ｚであるとき、参照信号２７−３の周波数を６３．６Ｍ
Ｈｚとし、２００ＫＨｚの低周波数成分と１２７．４Ｍ
Ｈｚの高周波成分を含む混合信号を得てこの２００ＫＨ
ｚの低周波成分を無線伝送に利用する。このとき、フィ
ルタ３０としてはローパスフィルタを用いる。また、１
２７．４ＭＨｚの高周波成分を無線伝送に利用する場合
は通過中心周波数が１２７．４ＭＨｚのバンドパスフィ
ルタをフィルタ３０として用いる。なお、この構成に代
えて、低周波数成分と高周波成分の両方を含む混合信号
のままで無線伝送を行い、受信側に、つまり図１の無線
用受信器２３の内部もしくは後段に混合信号の何れかの
周波数を抽出するフィルタを設けても良い。
【００２６】図５は、周波数変換器の別の例を示す。図
４の周波数変換器が参照信号発生器を内蔵しているのに
対し、図５の周波数変換器は参照信号発生器をプローブ
の外部に置き、参照周波数を無線で送信するようにした
点に差がある。実施例では、無線伝送される検出信号を
受信して信号処理する信号処理系（図１の符号１）に参
照信号発生器５０と参照信号送信器３１を設け、周波数
変換器に付属する参照信号受信器３２に向けて参照信号
を無線伝送する。こうような構成によれば、周波数変換
された検出信号と直交位相検波器との間で常に位相を揃
えることが容易となる。
４の周波数変換器が参照信号発生器を内蔵しているのに
対し、図５の周波数変換器は参照信号発生器をプローブ
の外部に置き、参照周波数を無線で送信するようにした
点に差がある。実施例では、無線伝送される検出信号を
受信して信号処理する信号処理系（図１の符号１）に参
照信号発生器５０と参照信号送信器３１を設け、周波数
変換器に付属する参照信号受信器３２に向けて参照信号
を無線伝送する。こうような構成によれば、周波数変換
された検出信号と直交位相検波器との間で常に位相を揃
えることが容易となる。
【００２７】次に、図３（ｂ）に示した駆動用電源４０
の具体的な構成例を示す。図６は、プローブ８−２とプ
ローブ設置台３３を示したものである。プローブには、
充電可能な電池が内蔵されており、この電池を用いて回
路の駆動を行なう。プローブを使用しない時にはプロー
ブ設置台３３に載置しておく。設置台は、充電機能を有
しており、これによりプローブ内の電池は充電される。
また、充電が不可能な電池を使用しても良く、この場合
は電池の定期的な交換が必要になる。なお、本実施例で
はプローブ設置台に充電機能を持たせているが、これは
どこに配置しても良く、例えばベッド内部に持たせても
構わない。この場合は、回路駆動時以外常に充電可能と
なる。また、ベッド内部に駆動用電源を内蔵しても良
く、この場合はプローブ内の電池が不要となり、プロー
ブを軽量化できる。
の具体的な構成例を示す。図６は、プローブ８−２とプ
ローブ設置台３３を示したものである。プローブには、
充電可能な電池が内蔵されており、この電池を用いて回
路の駆動を行なう。プローブを使用しない時にはプロー
ブ設置台３３に載置しておく。設置台は、充電機能を有
しており、これによりプローブ内の電池は充電される。
また、充電が不可能な電池を使用しても良く、この場合
は電池の定期的な交換が必要になる。なお、本実施例で
はプローブ設置台に充電機能を持たせているが、これは
どこに配置しても良く、例えばベッド内部に持たせても
構わない。この場合は、回路駆動時以外常に充電可能と
なる。また、ベッド内部に駆動用電源を内蔵しても良
く、この場合はプローブ内の電池が不要となり、プロー
ブを軽量化できる。
【００２８】充電用電流の供給については、図６に示す
ように所定の位置に差し込む接触型でもよく、また非接
触方式で行ないたければインダクティブにカップリング
させたコイルを用いて供給しても良い。また、別の実施
例としては、被検体を透過するような光を当てることで
動作する光電池をＲＦコイルに内蔵しておき、使用時の
み外部から光をあてればよい。この方法は、ＲＦコイル
を被検体内部に埋め込んで使用する場合に特に有効であ
る。
ように所定の位置に差し込む接触型でもよく、また非接
触方式で行ないたければインダクティブにカップリング
させたコイルを用いて供給しても良い。また、別の実施
例としては、被検体を透過するような光を当てることで
動作する光電池をＲＦコイルに内蔵しておき、使用時の
み外部から光をあてればよい。この方法は、ＲＦコイル
を被検体内部に埋め込んで使用する場合に特に有効であ
る。
【００２９】図７は、図３に示すＲＦコイルを複数個組
み合わせた実施例を示す。図７(ａ)は鳥瞰図、図７
（ｂ）は図７（ａ）の構成をブロック図で示したもので
ある。駆動用電源については、図３と同様であるため省
略する。以下、ブロック図に従い説明を行なう。検出コ
イル２４−１，２４−２，２４−３はそれぞれ独立に動
作し、同時に信号が検出される。周波数変換器２５−
１，２５−２，２５−３で使用する参照信号の周波数は
それぞれ異なり、例えばそれぞれ６３．６ＭＨｚ、６
３．４ＭＨｚ、６３．２ＭＨｚとする。これにより、周
波数変換後の中間周波数（混合信号の低周波成分）はそ
れぞれ２００ＫＨｚ，４００ＫＨｚ，６００ＫＨｚとな
り、その結果周波数空間上では重ならないため、単一の
送信器２６でこれらの信号を加算して同時に送信するこ
とが可能となる。このように本実施例では、コイルを３
個組み合わせた構成をとるが、個数及びコイルの種類、
配置方法については図のものに限定されない。また、遅
延回路を付加させることで、無線用送信器が１個であっ
ても無理なく動作させることができる。例えば、周波数
変換器２５−２と無線用送信器の間に１０ｍｓ，同様に
周波数変換器２５−３と無線用送信器の間に２０ｍｓの
遅延を行なうための遅延回路を付加すれば、１０ｍｓ毎
に３つのコイルの検出信号を順次送信できる。また、参
照周波数を異ならせなくてもコイル毎に識別用信号を送
信する機能を付加してもよい。この方法を用いれば、参
照周波数発生器は単一周波数のみを発生すれば良いので
回路を簡素化できる効果がある。また、撮影部位毎に頭
部用、脊椎用、全身用等のＲＦコイルを使用するが、こ
れらについても識別用信号発生機能を付加しておけば、
自動的にどのコイルが接続されているのかを判定できる
ため、高周波磁場の強度や受信時のゲインを迅速に設定
可能となる。
み合わせた実施例を示す。図７(ａ)は鳥瞰図、図７
（ｂ）は図７（ａ）の構成をブロック図で示したもので
ある。駆動用電源については、図３と同様であるため省
略する。以下、ブロック図に従い説明を行なう。検出コ
イル２４−１，２４−２，２４−３はそれぞれ独立に動
作し、同時に信号が検出される。周波数変換器２５−
１，２５−２，２５−３で使用する参照信号の周波数は
それぞれ異なり、例えばそれぞれ６３．６ＭＨｚ、６
３．４ＭＨｚ、６３．２ＭＨｚとする。これにより、周
波数変換後の中間周波数（混合信号の低周波成分）はそ
れぞれ２００ＫＨｚ，４００ＫＨｚ，６００ＫＨｚとな
り、その結果周波数空間上では重ならないため、単一の
送信器２６でこれらの信号を加算して同時に送信するこ
とが可能となる。このように本実施例では、コイルを３
個組み合わせた構成をとるが、個数及びコイルの種類、
配置方法については図のものに限定されない。また、遅
延回路を付加させることで、無線用送信器が１個であっ
ても無理なく動作させることができる。例えば、周波数
変換器２５−２と無線用送信器の間に１０ｍｓ，同様に
周波数変換器２５−３と無線用送信器の間に２０ｍｓの
遅延を行なうための遅延回路を付加すれば、１０ｍｓ毎
に３つのコイルの検出信号を順次送信できる。また、参
照周波数を異ならせなくてもコイル毎に識別用信号を送
信する機能を付加してもよい。この方法を用いれば、参
照周波数発生器は単一周波数のみを発生すれば良いので
回路を簡素化できる効果がある。また、撮影部位毎に頭
部用、脊椎用、全身用等のＲＦコイルを使用するが、こ
れらについても識別用信号発生機能を付加しておけば、
自動的にどのコイルが接続されているのかを判定できる
ため、高周波磁場の強度や受信時のゲインを迅速に設定
可能となる。
【００３０】図８はさらに他の実施例のプローブを示す
ものであり、これまで述べた実施例がアナログ信号で送
信しているのに対し、本実施例では検出信号をデジタル
信号に変換した後に送信を行なう。以下、ブロック図に
従い説明を行なう。図３(ｂ)と異なるのは周波数変換器
２５と無線用送信器２６の間にＡ／Ｄ変換器３４を付加
した点である。使用するＡ／Ｄ変換器３４としては、例
えば１２〜１６ビット程度の分解能を有し、サンプリン
グ速度は１〜数μＳのものである。この程度の性能を有
していれば、周波数変換器２５で検出信号を５００ＫＨ
ｚ以下の信号に変換してデジタル化する場合に適用でき
る。核磁気共鳴イメージング装置では計測シーケンスが
定められ、信号のサンプリングはその内の定められた期
間内に行われる。このため、本実施例では図１に符号５
で示した制御装置にサンプリング開始、及び停止を制御
する制御信号を送信する送信器を設け、プローブ内には
その制御信号を受信する制御信号受信器３５が設けられ
る。これにより、Ａ／Ｄ変換器３４は制御装置５の制御
のもとで信号のサンプリングを行う。さらにサンプリン
グ速度の設定デ−タを制御装置５から伝送する構成とし
ても良い。あるいはサンプリングクロックを制御装置５
から伝送する構成としてもよい。このように検出した信
号をＡ／Ｄ変換し、デジタル信号に変換後送信すれば、
外来ノイズの影響を受けること無く送信できる。しか
し、信号量は被検体や撮影シーケンスによって異なるた
め、適正な信号レベルに調整する機能が必要となる。こ
の実現方法としては受信用増幅器のゲインを変更しても
良いし、周波数変換器２５とＡ／Ｄ変換器３４の間に増
幅器あるいは減衰器を入れておけば良い。なお、ゲイン
設定を制御装置から伝送する初期値設定デ−タにより行
う構成としてもよい。
ものであり、これまで述べた実施例がアナログ信号で送
信しているのに対し、本実施例では検出信号をデジタル
信号に変換した後に送信を行なう。以下、ブロック図に
従い説明を行なう。図３(ｂ)と異なるのは周波数変換器
２５と無線用送信器２６の間にＡ／Ｄ変換器３４を付加
した点である。使用するＡ／Ｄ変換器３４としては、例
えば１２〜１６ビット程度の分解能を有し、サンプリン
グ速度は１〜数μＳのものである。この程度の性能を有
していれば、周波数変換器２５で検出信号を５００ＫＨ
ｚ以下の信号に変換してデジタル化する場合に適用でき
る。核磁気共鳴イメージング装置では計測シーケンスが
定められ、信号のサンプリングはその内の定められた期
間内に行われる。このため、本実施例では図１に符号５
で示した制御装置にサンプリング開始、及び停止を制御
する制御信号を送信する送信器を設け、プローブ内には
その制御信号を受信する制御信号受信器３５が設けられ
る。これにより、Ａ／Ｄ変換器３４は制御装置５の制御
のもとで信号のサンプリングを行う。さらにサンプリン
グ速度の設定デ−タを制御装置５から伝送する構成とし
ても良い。あるいはサンプリングクロックを制御装置５
から伝送する構成としてもよい。このように検出した信
号をＡ／Ｄ変換し、デジタル信号に変換後送信すれば、
外来ノイズの影響を受けること無く送信できる。しか
し、信号量は被検体や撮影シーケンスによって異なるた
め、適正な信号レベルに調整する機能が必要となる。こ
の実現方法としては受信用増幅器のゲインを変更しても
良いし、周波数変換器２５とＡ／Ｄ変換器３４の間に増
幅器あるいは減衰器を入れておけば良い。なお、ゲイン
設定を制御装置から伝送する初期値設定デ−タにより行
う構成としてもよい。
【００３１】図９は、図８の実施例に計測データを格納
しておくためのメモリをさらに付加した実施例を示す。
即ち、周波数変換器２５で低周波数の信号に変換され、
Ａ／Ｄ変換器３４でサンプリングされてディジタル信号
に変換された検出信号データはメモリ３６に格納され
る。一つの例では核磁気共鳴イメージングのための一連
の計測シーケンスごとに一つのスピンエコーが計測さ
れ、位相エンコード量を順次変更してその計測シーケン
スが繰り返される。そのスピンエコーの計測は一定期間
の信号サンプリングにより成されるのであり、１期間の
デ−タは１プロジェクションデータと呼ばれる。従っ
て、メモリ３６へのデータの格納は１プロジェクション
データ毎に成なされ、１期間の計測が終了して次の計測
が行われるまでの待ち時間中にメモリ３６からデータを
読みだして送信器２６によるデータ送信を行う。つまり
メモリ３６は１プロジェクション用バッファとして使用
される。この場合、図７のような複数のコイルで同時に
信号を検出する場合大変有効となる。また、別の例で
は、同一位相エンコード量のスピンエコーが複数回にわ
た計測され、各回のスピンエコーの加算平均データが画
像再構成に用いられる。つまり各エコーの同一サンプリ
ング番号のデ−タ同志をそれぞれ加算して加算平均デー
タとする。この場合にメモリ３６をデータ加算のために
用いる。特に、スペクトロスコピックイメージングの場
合には数十回の加算が有効である。この場合には、例え
ばＡ／Ｄ変換器３４を１６ビットとし、メモリ３６を加
算機能が付加された１ワード２４ビットのメモリとする
と、加算を積算を最大２５６回行なえる。この様な構成
によれば、加算後の計測データのみを送信すればよいの
で、エコー計測回数に比べて送信回数を少なくできる効
果がある。
しておくためのメモリをさらに付加した実施例を示す。
即ち、周波数変換器２５で低周波数の信号に変換され、
Ａ／Ｄ変換器３４でサンプリングされてディジタル信号
に変換された検出信号データはメモリ３６に格納され
る。一つの例では核磁気共鳴イメージングのための一連
の計測シーケンスごとに一つのスピンエコーが計測さ
れ、位相エンコード量を順次変更してその計測シーケン
スが繰り返される。そのスピンエコーの計測は一定期間
の信号サンプリングにより成されるのであり、１期間の
デ−タは１プロジェクションデータと呼ばれる。従っ
て、メモリ３６へのデータの格納は１プロジェクション
データ毎に成なされ、１期間の計測が終了して次の計測
が行われるまでの待ち時間中にメモリ３６からデータを
読みだして送信器２６によるデータ送信を行う。つまり
メモリ３６は１プロジェクション用バッファとして使用
される。この場合、図７のような複数のコイルで同時に
信号を検出する場合大変有効となる。また、別の例で
は、同一位相エンコード量のスピンエコーが複数回にわ
た計測され、各回のスピンエコーの加算平均データが画
像再構成に用いられる。つまり各エコーの同一サンプリ
ング番号のデ−タ同志をそれぞれ加算して加算平均デー
タとする。この場合にメモリ３６をデータ加算のために
用いる。特に、スペクトロスコピックイメージングの場
合には数十回の加算が有効である。この場合には、例え
ばＡ／Ｄ変換器３４を１６ビットとし、メモリ３６を加
算機能が付加された１ワード２４ビットのメモリとする
と、加算を積算を最大２５６回行なえる。この様な構成
によれば、加算後の計測データのみを送信すればよいの
で、エコー計測回数に比べて送信回数を少なくできる効
果がある。
【００３２】また、大量の画像が入るようなメモリを用
意しておけば、画像を全て撮り終わった後で、送信可能
となる。これは、例えば３次元撮影のように大量の画像
を取得する場合大変有効となる。なお、このメモリは通
常の半導体メモリでもよいが、ＩＣメモリカードや光カ
ードのような外部媒体を用いても良い。図１０は、ＩＣ
メモリカードを用いた実施例であり、ＲＦコイルにカー
ド挿入口を準備しておく。被検体は、ＩＣメモリカード
をＲＦコイルに挿入し、撮影が終了するまで待つ。撮影
終了後ＩＣメモリカードを抜き取る。このような一連の
作業で計測データが格納できれば、集団検診等に大変有
効となる。たとえば、一人一枚ＩＣメモリカードを所持
しておけば、ＭＲＩ装置の負担が大幅に軽減できると共
に、ＩＣメモリカード読み取り装置を複数の端末装置に
接続しておけば、必要に応じていつでも見たい場所で画
像の表示や診断を行なうことが可能となる。
意しておけば、画像を全て撮り終わった後で、送信可能
となる。これは、例えば３次元撮影のように大量の画像
を取得する場合大変有効となる。なお、このメモリは通
常の半導体メモリでもよいが、ＩＣメモリカードや光カ
ードのような外部媒体を用いても良い。図１０は、ＩＣ
メモリカードを用いた実施例であり、ＲＦコイルにカー
ド挿入口を準備しておく。被検体は、ＩＣメモリカード
をＲＦコイルに挿入し、撮影が終了するまで待つ。撮影
終了後ＩＣメモリカードを抜き取る。このような一連の
作業で計測データが格納できれば、集団検診等に大変有
効となる。たとえば、一人一枚ＩＣメモリカードを所持
しておけば、ＭＲＩ装置の負担が大幅に軽減できると共
に、ＩＣメモリカード読み取り装置を複数の端末装置に
接続しておけば、必要に応じていつでも見たい場所で画
像の表示や診断を行なうことが可能となる。
【００３３】図１１は、図９にプロセッサを付加した実
施例である。制御信号受信器３５には図１の制御装置５
からプログラムや制御データが送信される。プロセッサ
３７は受信したプログラムや制御データによりプローブ
内の回路の制御及び計測データの処理を行なう。最初に
制御装置５外部から計測データのマトリクス数、積算回
数、シーケンスを送ってもらう。これに基づきプロセッ
サ３７は、データ領域をあらかじめ確保し、ファイル名
を付ける。また計測時にはプロセッサ３７は伝送されシ
ーケンスにしたがいメモリ３６の書き込み制御、送信機
２６の送信制御を行う。また高周波磁場の照射時はダイ
オード制御器３９からバイアス信号を印加し、コンデン
サＣ３、インダクタＬ、ダイオードＤから成るデカップ
リング回路のダイオードＤをオンとする。これによりＣ
３、Ｌ、及びＤからなる閉回路が共振状態となり、この
部分のインピーダンスが高くなるので、検出用ＲＦコイ
ル２４と図１に示す照射用ＲＦコイル８−１とのデカッ
プリングがおこなわれる。一方、信号検出時には逆バイ
アス信号によりダイオードＤをオフとすることによって
デカップリング回路を開路し、検出用コイル２４を信号
に対して共振状態とする。さらに本実施例ではプロセッ
サ３７で制御される可変コンデンサ制御器３８を備え
る。目的とする核磁気共鳴信号の計測に先立ち、検出コ
イルの共振調整を行うような指令が送信されると、プロ
セッサ３７は共振調整プログラムを実行する。つまり、
検出コイル２４には核磁気共鳴信号と同一の周波数の信
号が継続的に伝送される。一方、可変コンデンサ制御器
３８はプロセッサ３７の指令により共振調整用可変コン
デンサＣ１，Ｃ２の容量を微量ずつ変化させる。プロセ
ッサ３７はＡ／Ｄ変換器３５の出力が最大となるように
監視を行い、もって可変コンデンサＣ２，Ｃ３の容量を
制定して検出用コイル２４の共振をとる。
施例である。制御信号受信器３５には図１の制御装置５
からプログラムや制御データが送信される。プロセッサ
３７は受信したプログラムや制御データによりプローブ
内の回路の制御及び計測データの処理を行なう。最初に
制御装置５外部から計測データのマトリクス数、積算回
数、シーケンスを送ってもらう。これに基づきプロセッ
サ３７は、データ領域をあらかじめ確保し、ファイル名
を付ける。また計測時にはプロセッサ３７は伝送されシ
ーケンスにしたがいメモリ３６の書き込み制御、送信機
２６の送信制御を行う。また高周波磁場の照射時はダイ
オード制御器３９からバイアス信号を印加し、コンデン
サＣ３、インダクタＬ、ダイオードＤから成るデカップ
リング回路のダイオードＤをオンとする。これによりＣ
３、Ｌ、及びＤからなる閉回路が共振状態となり、この
部分のインピーダンスが高くなるので、検出用ＲＦコイ
ル２４と図１に示す照射用ＲＦコイル８−１とのデカッ
プリングがおこなわれる。一方、信号検出時には逆バイ
アス信号によりダイオードＤをオフとすることによって
デカップリング回路を開路し、検出用コイル２４を信号
に対して共振状態とする。さらに本実施例ではプロセッ
サ３７で制御される可変コンデンサ制御器３８を備え
る。目的とする核磁気共鳴信号の計測に先立ち、検出コ
イルの共振調整を行うような指令が送信されると、プロ
セッサ３７は共振調整プログラムを実行する。つまり、
検出コイル２４には核磁気共鳴信号と同一の周波数の信
号が継続的に伝送される。一方、可変コンデンサ制御器
３８はプロセッサ３７の指令により共振調整用可変コン
デンサＣ１，Ｃ２の容量を微量ずつ変化させる。プロセ
ッサ３７はＡ／Ｄ変換器３５の出力が最大となるように
監視を行い、もって可変コンデンサＣ２，Ｃ３の容量を
制定して検出用コイル２４の共振をとる。
【００３４】なお、以上に述べた本実施例では表面コイ
ルのみを用いて説明したが、これは鞍型コイル、スロッ
テドチューブレゾネータ、バードケージレゾネータ、ソ
レノイドコイル等全てのＲＦコイルに適用可能である。
ルのみを用いて説明したが、これは鞍型コイル、スロッ
テドチューブレゾネータ、バードケージレゾネータ、ソ
レノイドコイル等全てのＲＦコイルに適用可能である。
【００３５】
【発明の効果】以上述べたように、本発明によれば、Ｒ
Ｆコイルを完全にフローティングにできるため、外来ノ
イズを最小限に抑えることができる。また、ＲＦコイル
交換も同軸ケーブルを接続しなおす必要がないため、容
易にしかも短時間で行なえる。また、プローブ内でアナ
ログとデジタルの両面から検出信号を処理する構成も可
能であり、ＳＮ比を低下させることなく複雑な処理を行
うことができ、安定した信号が得られる。さらに、参照
信号、制御信号などをプローブ外から伝送する構成によ
り、プローブ外との同期を容易にとることができる。
Ｆコイルを完全にフローティングにできるため、外来ノ
イズを最小限に抑えることができる。また、ＲＦコイル
交換も同軸ケーブルを接続しなおす必要がないため、容
易にしかも短時間で行なえる。また、プローブ内でアナ
ログとデジタルの両面から検出信号を処理する構成も可
能であり、ＳＮ比を低下させることなく複雑な処理を行
うことができ、安定した信号が得られる。さらに、参照
信号、制御信号などをプローブ外から伝送する構成によ
り、プローブ外との同期を容易にとることができる。
【図１】本発明の１実施例の全体構成を示すブロック
図。
図。
【図２】従来例を示すブロック図。
【図３】実施例のプローブの構成を示す鳥瞰図およびブ
ロック図。
ロック図。
【図４】実施例の周波数変換器の構成を示すブロック
図。
図。
【図５】別の実施例の周波数変換器の構成を示すブロッ
ク図。
ク図。
【図６】プローブの充電方式を示す鳥瞰図。
【図７】さらに別の実施例のプローブの構成を示す鳥瞰
図およびブロック図。
図およびブロック図。
【図８】さらに別の実施例のプローブの構成を示すブロ
ック図。
ック図。
【図９】さらに別の実施例のプローブの構成を示すブロ
ック図。
ック図。
【図１０】さらに別の実施例のプローブの構成を示す鳥
瞰図。
瞰図。
【図１１】さらに別の実施例のプローブの構成を示すブ
ロック図。
ロック図。
１…信号処理系、５…制御装置、６…高周波送信器、７
…送信用増幅器、８…ＲＦコイル、８−１…照射用ＲＦ
コイル、８−２…検出用プローブ、９…受信用増幅器、
１０…直交位相検波器、１１…信号処理装置、１２，１
３，１４…傾斜磁場コイル、１５，１６，１７…傾斜磁
場コイルドライバ、１８…静磁場コイル、１９…電源、
２０…被検体、２１…ベッド、２２…支持台、２３…無
線用受信器、２４…検出用ＲＦコイル、２５…周波数変
換器、２６…無線用送信器、２８，５０…参照信号発生
器、２９…乗算器、３０…フィルタ、３１…参照信号送
信器、３２…参照信号受信器、３３…設置台、３４…Ａ
／Ｄ変換器、３５…制御信号受信器、３６…メモリ、３
７…プロセッサ、３８…可変コンデンサ制御器、３９…
ダイオード制御器、４０…駆動用電源。
…送信用増幅器、８…ＲＦコイル、８−１…照射用ＲＦ
コイル、８−２…検出用プローブ、９…受信用増幅器、
１０…直交位相検波器、１１…信号処理装置、１２，１
３，１４…傾斜磁場コイル、１５，１６，１７…傾斜磁
場コイルドライバ、１８…静磁場コイル、１９…電源、
２０…被検体、２１…ベッド、２２…支持台、２３…無
線用受信器、２４…検出用ＲＦコイル、２５…周波数変
換器、２６…無線用送信器、２８，５０…参照信号発生
器、２９…乗算器、３０…フィルタ、３１…参照信号送
信器、３２…参照信号受信器、３３…設置台、３４…Ａ
／Ｄ変換器、３５…制御信号受信器、３６…メモリ、３
７…プロセッサ、３８…可変コンデンサ制御器、３９…
ダイオード制御器、４０…駆動用電源。
フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 9118−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/04 Ｅ
Claims (9)
- 【請求項１】検査対象に高周波磁場を照射するための照
射コイル、前記検査対象からの核磁気共鳴信号を検出す
るために前記検査対象の近傍に配置される検出コイル、
及び検出された核磁気共鳴信号をもとに信号処理を行う
信号処理系を備えた核磁気共鳴検査装置において、前記
検出コイルで得られる検出信号を無線伝送して前記信号
処理系に伝達する伝送手段を有することを特徴とする核
磁気共鳴検査装置。 - 【請求項２】検査対象に高周波磁場を照射するための照
射コイル、前記検査対象からの核磁気共鳴信号を検出す
る検出コイル及び検出された核磁気共鳴信号をもとに信
号処理を行う信号処理系を備えた核磁気共鳴検査装置に
おいて、前記検出コイルと、該検出コイルの出力を増幅
する増幅器と、増幅された前記検出コイルの出力信号を
別の周波数帯域の信号に周波数変換する周波数変換器
と、周波数変換された信号を前記信号処理系に無線伝送
する送信手段とが前記検査対象に近接して配置される検
出プローブに一体に収納され、かつ前記信号処理系には
前記送信手段から無線伝送された信号を受信する受信手
段を含むことを特徴とする核磁気共鳴検査装置。 - 【請求項３】前記周波数変換器は前記プローブの外部か
ら無線伝送される参照信号を用いて周波数変換を行うこ
とを特徴とする請求項２に記載の核磁気共鳴検査装置。 - 【請求項４】前記参照信号は前記信号処理系に備えられ
た参照信号送信器から伝送されること特徴とする請求項
３に記載の核磁気共鳴検査装置。 - 【請求項５】検査対象に高周波磁場を照射するための照
射コイル、前記検査対象からの核磁気共鳴信号を検出す
る検出コイル及び検出された核磁気共鳴信号をもとに信
号処理を行う信号処理系を備えた核磁気共鳴検査装置に
おいて、配列する複数の検出コイルをそなえ、該複数の
検出コイルと、それぞれの検出コイルの出力を増幅する
複数の増幅器と、増幅されたされぞれの検出信号を互い
に異なる周波数帯域の信号に周波数変換する周波数変換
器と、周波数変換された信号を前記信号処理系に無線伝
送する送信手段とが前記検査対象に近接して配置される
検出プローブに一体に収納され、かつ前記信号処理系に
は前記送信手段から無線伝送された信号を受信する受信
手段を含むことを特徴とする核磁気共鳴検査装置。 - 【請求項６】検査対象に高周波磁場を照射するための照
射コイル、前記検査対象からの核磁気共鳴信号を検出す
る検出コイル及び検出された核磁気共鳴信号をもとに信
号処理を行う信号処理系を備えた核磁気共鳴検査装置に
おいて、前記検出コイルと、該検出コイルから得られる
検出信号を別の周波数帯域の信号に周波数変換する周波
数変換器と、周波数変換された信号をサンプリングして
デジタル信号に変換するアナログ・デジタル変換器と、
デジタル信号に変換された信号を前記信号処理系に無線
伝送する送信手段とが前記検査対象に近接して配置され
る検出プローブに一体に収納され、かつ前記信号処理系
には前記送信手段から無線伝送された信号を受信する受
信手段を含むことを特徴とする核磁気共鳴検査装置。 - 【請求項７】前記アナログ・デジタル変換器は前記検出
プローブの外部から無線伝送される制御信号によりサン
プリングを開始することを特徴とする請求項６に記載の
核磁気共鳴検査装置。 - 【請求項８】検査対象に高周波磁場を照射するための照
射コイル、前記検査対象からの核磁気共鳴信号を検出す
る検出コイル及び検出された核磁気共鳴信号をもとに信
号処理を行う信号処理系を備えた核磁気共鳴検査装置に
おいて、前記検出コイルと、該検出コイルから得られる
検出信号をサンプリングしてデジタル信号に変換するア
ナログ・デジタル変換器と、デジタル信号に変換された
信号を記憶するための記憶媒体取りだし可能な記憶手段
とが前記検査対象に近接して配置される検出プローブに
一体に収納されることを特徴とする核磁気共鳴検査装
置。 - 【請求項９】請求項８記載の核磁気共鳴検査装置コイル
において、前記記憶媒体としてＩＣメモリカードを用い
ることを特徴とする核磁気共鳴検査装置。
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|---|---|
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Cited By (31)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2004504076A (ja) * | 2000-03-31 | 2004-02-12 | サージ−ビジョン インク | 尿道及び尿道周囲組織を評価するためのシステム及び方法 |
| JP2006102493A (ja) * | 2004-09-30 | 2006-04-20 | General Electric Co <Ge> | 磁気共鳴検出器及び方法 |
| JP2007203036A (ja) * | 2006-01-06 | 2007-08-16 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置、磁気共鳴イメージング装置のコイルシステムおよび磁気共鳴イメージング装置における受信信号の処理方法 |
| JP2007216016A (ja) * | 2006-02-13 | 2007-08-30 | General Electric Co <Ge> | 撮像システムにおいて受信器コイルと一体化した回路に対する自己遮蔽式パッケージ実装 |
| JP2008518652A (ja) * | 2004-11-04 | 2008-06-05 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 個別のデジタイザを備えるｒｆ受信コイル部及びその同期化のための手段 |
| JP2008522651A (ja) * | 2004-12-06 | 2008-07-03 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 磁気共鳴画像化スキャナにおける受信コイルを接続する方法及び装置 |
| JP2008534104A (ja) * | 2005-03-31 | 2008-08-28 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 受信コイルユニットとリモート信号処理ユニットとの間のｍｒ信号のａ／ｄ変換のためのスキャン室インタフェースを有するｍｒｉシステム |
| JP2008535611A (ja) * | 2005-04-15 | 2008-09-04 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 通信ユニットを備え、磁気共鳴信号をピックアップするアンテナ |
| JP2008272451A (ja) * | 2007-04-06 | 2008-11-13 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置、ｒｆコイルシステムおよび磁気共鳴イメージング方法 |
| JP2009511157A (ja) * | 2005-10-11 | 2009-03-19 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 集積化された電子回路を有するｒｆアンテナ |
| JP2009538201A (ja) * | 2006-05-25 | 2009-11-05 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | チャネル評価を伴うｍｒｉシステムにおける超広帯域無線伝送 |
| JP2010501294A (ja) * | 2006-08-28 | 2010-01-21 | サニーブルック アンド ウィメンズ カレッジ ヘルス サイエンシーズ センター | 磁気共鳴映像法のためのオープン構造画像装置とコイルシステム |
| DE102009046604A1 (de) | 2008-11-11 | 2010-06-02 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetresonanz-Bildgebungsvorrichtung |
| JP2011505948A (ja) * | 2007-12-11 | 2011-03-03 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Ｍｒｉ受信器における改良されたクロック生成 |
| JP2011092553A (ja) * | 2009-10-30 | 2011-05-12 | Toshiba Corp | 磁気共鳴映像装置 |
| JP2011193989A (ja) * | 2010-03-18 | 2011-10-06 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP4856094B2 (ja) * | 2004-12-21 | 2012-01-18 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 磁気共鳴装置及び方法 |
| WO2012060305A1 (ja) * | 2010-11-01 | 2012-05-10 | 独立行政法人放射線医学総合研究所 | Ｐｅｔ－ｍｒｉ装置 |
| KR20120072342A (ko) * | 2010-12-23 | 2012-07-03 | 지멘스 악티엔게젤샤프트 | 자기 공명 코일 장치 |
| JP2014046094A (ja) * | 2012-09-03 | 2014-03-17 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置、及び、デジタル無線通信装置 |
| JP2014054382A (ja) * | 2012-09-12 | 2014-03-27 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2014054383A (ja) * | 2012-09-12 | 2014-03-27 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| WO2014115665A1 (ja) * | 2013-01-23 | 2014-07-31 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置、及び、ｒｆコイル装置 |
| JP2015123108A (ja) * | 2013-12-25 | 2015-07-06 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2015167751A (ja) * | 2014-03-07 | 2015-09-28 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置及び高周波コイル |
| JP2015167827A (ja) * | 2014-03-10 | 2015-09-28 | 株式会社東芝 | Ｍｒｉ装置 |
| JP2016054931A (ja) * | 2014-09-09 | 2016-04-21 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置及びｒｆコイル |
| JP2016530054A (ja) * | 2013-09-17 | 2016-09-29 | ザ ボード オブ トラスティーズ オブ ザ レランド スタンフォード ジュニア ユニバーシティー | 磁気共鳴イメージングシステムにおいて高品質の光学画像を得るための装置 |
| JP2017205558A (ja) * | 2017-07-24 | 2017-11-24 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | Ｒｆコイル装置及び磁気共鳴イメージング装置 |
| US9927504B2 (en) | 2012-09-12 | 2018-03-27 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2019528963A (ja) * | 2016-09-29 | 2019-10-17 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 磁気共鳴像形成（ＭＲＩ：ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ）システムにおけるデータ通信リンク効率及びロバスト性を改善するための方法及び装置 |
Families Citing this family (58)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| ES2144366B1 (es) * | 1998-04-03 | 2001-01-01 | Dexel Desarrollo De Exploracio | Sistema de deteccion de circuitos resonantes. |
| US6512374B1 (en) * | 1999-04-26 | 2003-01-28 | Medrad, Inc. | MR local imaging coil operable as a receive only or a transmit/receive coil |
| US6529029B1 (en) | 1999-09-30 | 2003-03-04 | Advanced Micro Devices, Inc | Magnetic resonance imaging of semiconductor devices |
| US6946836B2 (en) * | 2000-04-25 | 2005-09-20 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging involving movement of patient's couch |
| DE10148467B4 (de) * | 2001-10-01 | 2006-03-16 | Siemens Ag | Spulenanordnung für eine Magnetresonanzanlage, hiermit korrespondierende Empfangsschaltung und entsprechende Magnetresonanzanlage |
| DE10148462C1 (de) * | 2001-10-01 | 2003-06-18 | Siemens Ag | Übertragungsverfahren für ein analoges Magnetresonanzsignal und hiermit korrespondierende Einrichtungen |
| DE10148442C2 (de) * | 2001-10-01 | 2003-07-24 | Siemens Ag | Übertragungsverfahren für ein Magnetresonanzsignal und hiermit korrespondierende Spulenanordnung, Erfassungsschaltung und Magnetresonanzsignalübertragungseinrichtung |
| US6961604B1 (en) * | 2001-10-09 | 2005-11-01 | Koninklijke Philips Electroncis N.V. | Wireless controller and application interface for an MRI system |
| DE10149955A1 (de) * | 2001-10-10 | 2003-04-24 | Philips Corp Intellectual Pty | MR-Anordnung zur Lokalisierung eines medizinischen Instrumentes |
| DE10219749A1 (de) * | 2002-05-02 | 2003-11-13 | Siemens Ag | Übermittlungsverfahren für ein Magnetresonanzsignal und hiermit korrespondierende Empfangsanordnung und Magnetresonanzanlage |
| US20030206019A1 (en) * | 2002-05-02 | 2003-11-06 | Boskamp Eddy B. | Wireless RF module for an MR imaging system |
| WO2004089211A2 (en) * | 2003-04-10 | 2004-10-21 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Wireless digital transmission of mr signals |
| JP4021402B2 (ja) * | 2003-11-11 | 2007-12-12 | 株式会社日立製作所 | 制御可能な検波部を有する核磁気共鳴装置 |
| US7218106B2 (en) * | 2003-12-04 | 2007-05-15 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MRI with automatic contour-controlled separation between RF coil and object being imaged |
| WO2005116676A1 (en) * | 2004-05-25 | 2005-12-08 | Hvidovre Hospital | Encoding and transmission of signals as rf signals for detection using an mr apparatus |
| CN1985184A (zh) * | 2004-07-15 | 2007-06-20 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 无线mr接收线圈系统 |
| US7123015B2 (en) * | 2004-09-29 | 2006-10-17 | General Electric Company | Magnetic resonance system and method |
| US7449886B2 (en) * | 2004-11-18 | 2008-11-11 | General Electric Company | MR receiver assembly having readout cables capable of multiple channel transmissions |
| US7309989B2 (en) * | 2005-04-06 | 2007-12-18 | General Electric Company | Wireless RF coil power supply |
| EP1877816A1 (en) * | 2005-05-06 | 2008-01-16 | The Regents of the University of Minnesota | Wirelessly coupled magnetic resonance coil |
| US7777494B2 (en) * | 2005-12-08 | 2010-08-17 | Koniklijke Philips Electronics N.V. | Arrangement for receiving and/or transmitting RF signals especially in a MRI system |
| EP1966621A2 (en) * | 2005-12-23 | 2008-09-10 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method and arrangement for wireless communication of signals in a mr system |
| EP2038672A1 (en) * | 2006-06-30 | 2009-03-25 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Radio-frequency surface coils comprising on-board digital receiver circuit |
| US7619415B2 (en) | 2007-04-06 | 2009-11-17 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus, RF coil system, and magnetic resonance imaging method |
| WO2008155703A1 (en) * | 2007-06-19 | 2008-12-24 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Mri radio frequency receiver comprising digital down converter |
| JP5546753B2 (ja) * | 2007-08-29 | 2014-07-09 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴装置 |
| DE102007056222B4 (de) * | 2007-11-22 | 2015-03-19 | Siemens Aktiengesellschaft | Anordnung zur Übertragung digitaler Signale bei einem Magnetresonanzgerät |
| JP6188268B2 (ja) * | 2007-12-21 | 2017-08-30 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | ワイヤレス送受信ｍｒｉコイル |
| EP2308189B1 (en) * | 2008-06-04 | 2019-04-17 | Koninklijke Philips N.V. | Adaptive data rate control |
| WO2009150575A1 (en) * | 2008-06-10 | 2009-12-17 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Power supply for radio frequency coils in magnetic resonance systems |
| JP5624283B2 (ja) * | 2008-06-30 | 2014-11-12 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴診断装置および磁気共鳴診断メインユニット |
| US7671591B2 (en) * | 2008-07-16 | 2010-03-02 | International Business Machines Corporation | Method and system for comparing micro-electronic devices using magnetic resonance imaging |
| CN102159967A (zh) * | 2008-09-23 | 2011-08-17 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 用于磁共振系统的 rf 线圈对接站 |
| GB2469159B (en) | 2009-04-03 | 2011-12-21 | Siemens Ag | Upconverter |
| GB0905768D0 (en) * | 2009-04-03 | 2009-05-20 | Siemens Ag | Antenna feed |
| GB0905769D0 (en) * | 2009-04-03 | 2009-05-20 | Siemens Ag | Microwave connection |
| GB0905755D0 (en) | 2009-04-03 | 2009-05-20 | Siemens Ag | Directional coupler |
| GB0905753D0 (en) * | 2009-04-03 | 2009-05-20 | Siemens Ag | Mixer |
| GB0905752D0 (en) * | 2009-04-03 | 2009-05-20 | Siemens Ag | Hybrid amplifier |
| GB0905771D0 (en) * | 2009-04-03 | 2009-05-20 | Siemens Ag | Motion compensation |
| GB0905770D0 (en) * | 2009-04-03 | 2009-05-20 | Siemens Ag | Bias control |
| US8686725B2 (en) * | 2009-06-29 | 2014-04-01 | General Electric Company | System and apparatus for frequency translation of magnetic resonance (MR) signals |
| GB0915657D0 (en) | 2009-09-08 | 2009-10-07 | Siemens Ag | Amplifier |
| JP5459669B2 (ja) * | 2010-03-16 | 2014-04-02 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| DE102010028901A1 (de) * | 2010-05-11 | 2011-11-17 | Albert-Ludwigs-Universität Freiburg | Magnetresonanz-Apparatur |
| DE102010022522B4 (de) * | 2010-06-02 | 2014-02-13 | Siemens Aktiengesellschaft | MRT-Empfangsspule mit lokaler Datenspeicherung |
| DE102011006497B4 (de) * | 2011-03-31 | 2014-07-03 | Siemens Aktiengesellschaft | Lokalspulensystem, Magnetresonanzsystem und Verfahren zur Übertragung von Signalen von einer Lokalspule |
| KR101767213B1 (ko) * | 2011-09-15 | 2017-08-11 | 삼성전자주식회사 | Ｍｒｉ 시스템의 ｒｆ 코일을 제어하는 방법 및 이를 위한 장치 |
| DE102011083851B4 (de) * | 2011-09-30 | 2015-10-22 | Siemens Aktiengesellschaft | Lokalantenneneinrichtung und Verfahren zur Übertragung von Magnetresonanz-Signalen |
| US20140132267A1 (en) * | 2011-12-15 | 2014-05-15 | Imricor Medical Systems, Inc. | Mr active tracking system |
| DE102012211312A1 (de) * | 2012-06-29 | 2014-01-02 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zum gleichzeitigen Übertragen von mindestens zwei hochfrequenten Übertragungssignalen über eine gemeinsame Hochfrequenzleitung, Signalübertragungsvorrichtung und Magnetresonanztomograph |
| JP6021652B2 (ja) * | 2013-01-16 | 2016-11-09 | 東芝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、及び、ｒｆコイル装置 |
| DE102013217617B4 (de) | 2013-09-04 | 2018-12-27 | Siemens Healthcare Gmbh | Steuerungsverfahren zur Kontrolle einer Datenerfassung von Magnetresonanz-Bilddaten |
| DE202014105998U1 (de) * | 2014-05-05 | 2015-08-06 | Ipek International Gmbh | System zum Steuern von Inspektions- und/oder Wartungseinheiten |
| EP3278130B1 (en) | 2015-03-31 | 2023-09-27 | Koninklijke Philips N.V. | Wireless-type rf coil apparatus comprising an rf transducer array and a magnetic field probe array |
| US10598744B2 (en) * | 2015-03-31 | 2020-03-24 | Koninklijke Philips N.V. | Wireless-type RF coil and transmitter for legacy magnetic resonance imaging (MRI) systems and method of operation thereof |
| EP3382410A1 (en) | 2017-03-30 | 2018-10-03 | Koninklijke Philips N.V. | Mri system with optimized rf transmit and receive capabilities |
| CN111973186B (zh) * | 2019-05-22 | 2024-04-16 | 西门子(深圳)磁共振有限公司 | 磁共振信号传输线连接构造及具备其的磁共振成像设备 |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE4126537A1 (de) * | 1991-08-10 | 1993-02-11 | Philips Patentverwaltung | Kernresonanz-untersuchungsgeraet mit einer spulenanordnung |
-
1992
- 1992-03-19 JP JP06306992A patent/JP3168675B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1993
- 1993-03-18 US US08/033,543 patent/US5384536A/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (42)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2004504076A (ja) * | 2000-03-31 | 2004-02-12 | サージ−ビジョン インク | 尿道及び尿道周囲組織を評価するためのシステム及び方法 |
| JP2006102493A (ja) * | 2004-09-30 | 2006-04-20 | General Electric Co <Ge> | 磁気共鳴検出器及び方法 |
| JP2008518652A (ja) * | 2004-11-04 | 2008-06-05 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 個別のデジタイザを備えるｒｆ受信コイル部及びその同期化のための手段 |
| JP2008522651A (ja) * | 2004-12-06 | 2008-07-03 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 磁気共鳴画像化スキャナにおける受信コイルを接続する方法及び装置 |
| JP4856094B2 (ja) * | 2004-12-21 | 2012-01-18 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 磁気共鳴装置及び方法 |
| JP2008534104A (ja) * | 2005-03-31 | 2008-08-28 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 受信コイルユニットとリモート信号処理ユニットとの間のｍｒ信号のａ／ｄ変換のためのスキャン室インタフェースを有するｍｒｉシステム |
| JP2008535611A (ja) * | 2005-04-15 | 2008-09-04 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 通信ユニットを備え、磁気共鳴信号をピックアップするアンテナ |
| JP2009511157A (ja) * | 2005-10-11 | 2009-03-19 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 集積化された電子回路を有するｒｆアンテナ |
| JP2007203036A (ja) * | 2006-01-06 | 2007-08-16 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置、磁気共鳴イメージング装置のコイルシステムおよび磁気共鳴イメージング装置における受信信号の処理方法 |
| JP2007216016A (ja) * | 2006-02-13 | 2007-08-30 | General Electric Co <Ge> | 撮像システムにおいて受信器コイルと一体化した回路に対する自己遮蔽式パッケージ実装 |
| JP2009538201A (ja) * | 2006-05-25 | 2009-11-05 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | チャネル評価を伴うｍｒｉシステムにおける超広帯域無線伝送 |
| JP2010501294A (ja) * | 2006-08-28 | 2010-01-21 | サニーブルック アンド ウィメンズ カレッジ ヘルス サイエンシーズ センター | 磁気共鳴映像法のためのオープン構造画像装置とコイルシステム |
| JP2008272451A (ja) * | 2007-04-06 | 2008-11-13 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置、ｒｆコイルシステムおよび磁気共鳴イメージング方法 |
| JP2011505948A (ja) * | 2007-12-11 | 2011-03-03 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Ｍｒｉ受信器における改良されたクロック生成 |
| US8502540B2 (en) | 2008-11-11 | 2013-08-06 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Wireless magnetic resonance imaging apparatus generating synchronized clock-regenerated signals and video |
| DE102009046604A1 (de) | 2008-11-11 | 2010-06-02 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetresonanz-Bildgebungsvorrichtung |
| DE102009046604B4 (de) * | 2008-11-11 | 2017-09-21 | Toshiba Medical Systems Corp. | Magnetresonanz-Bildgebungsvorrichtung |
| DE102009061225B3 (de) * | 2008-11-11 | 2015-12-17 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetresonanz-Bildgebungsvorrichtung |
| US8947091B2 (en) | 2009-10-30 | 2015-02-03 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and method with wireless transmission of compressed echo signals that are expanded and extracted at the receiver |
| JP2011092553A (ja) * | 2009-10-30 | 2011-05-12 | Toshiba Corp | 磁気共鳴映像装置 |
| JP2011193989A (ja) * | 2010-03-18 | 2011-10-06 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| WO2012060305A1 (ja) * | 2010-11-01 | 2012-05-10 | 独立行政法人放射線医学総合研究所 | Ｐｅｔ－ｍｒｉ装置 |
| JP2012095820A (ja) * | 2010-11-01 | 2012-05-24 | Natl Inst Of Radiological Sciences | Ｐｅｔ−ｍｒｉ装置 |
| US9880236B2 (en) | 2010-11-01 | 2018-01-30 | National Institute for Quantum and Radiological Science and Technology | PET-MRI apparatus |
| KR20120072342A (ko) * | 2010-12-23 | 2012-07-03 | 지멘스 악티엔게젤샤프트 | 자기 공명 코일 장치 |
| JP2014046094A (ja) * | 2012-09-03 | 2014-03-17 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置、及び、デジタル無線通信装置 |
| US10001534B2 (en) | 2012-09-03 | 2018-06-19 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and radio communication device |
| JP2014054383A (ja) * | 2012-09-12 | 2014-03-27 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US10281537B2 (en) | 2012-09-12 | 2019-05-07 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus |
| US9927504B2 (en) | 2012-09-12 | 2018-03-27 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2014054382A (ja) * | 2012-09-12 | 2014-03-27 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US10175313B2 (en) | 2013-01-23 | 2019-01-08 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and RF coil device |
| WO2014115665A1 (ja) * | 2013-01-23 | 2014-07-31 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置、及び、ｒｆコイル装置 |
| CN104936518A (zh) * | 2013-01-23 | 2015-09-23 | 株式会社东芝 | 磁共振成像装置以及rf线圈装置 |
| US11035917B2 (en) | 2013-01-23 | 2021-06-15 | Canon Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and RF coil device |
| JP2016530054A (ja) * | 2013-09-17 | 2016-09-29 | ザ ボード オブ トラスティーズ オブ ザ レランド スタンフォード ジュニア ユニバーシティー | 磁気共鳴イメージングシステムにおいて高品質の光学画像を得るための装置 |
| JP2015123108A (ja) * | 2013-12-25 | 2015-07-06 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2015167751A (ja) * | 2014-03-07 | 2015-09-28 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置及び高周波コイル |
| JP2015167827A (ja) * | 2014-03-10 | 2015-09-28 | 株式会社東芝 | Ｍｒｉ装置 |
| JP2016054931A (ja) * | 2014-09-09 | 2016-04-21 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置及びｒｆコイル |
| JP2019528963A (ja) * | 2016-09-29 | 2019-10-17 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 磁気共鳴像形成（ＭＲＩ：ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ）システムにおけるデータ通信リンク効率及びロバスト性を改善するための方法及び装置 |
| JP2017205558A (ja) * | 2017-07-24 | 2017-11-24 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | Ｒｆコイル装置及び磁気共鳴イメージング装置 |
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