JPH053863A - Ｍｒｉ装置の制御装置 - Google Patents
Ｍｒｉ装置の制御装置Info
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- JPH053863A JPH053863A JP3187590A JP18759091A JPH053863A JP H053863 A JPH053863 A JP H053863A JP 3187590 A JP3187590 A JP 3187590A JP 18759091 A JP18759091 A JP 18759091A JP H053863 A JPH053863 A JP H053863A
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- signal
- control voltage
- magnetic resonance
- converter
- coil
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- Y02—TECHNOLOGIES OR APPLICATIONS FOR MITIGATION OR ADAPTATION AGAINST CLIMATE CHANGE
- Y02E—REDUCTION OF GREENHOUSE GAS [GHG] EMISSIONS, RELATED TO ENERGY GENERATION, TRANSMISSION OR DISTRIBUTION
- Y02E40/00—Technologies for an efficient electrical power generation, transmission or distribution
- Y02E40/60—Superconducting electric elements or equipment; Power systems integrating superconducting elements or equipment
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】本発明の目的は、ＭＲ信号を効率良く収集する
ことを実現するためのＭＲＩ装置の制御装置を提供する
ことにある。 【構成】外部から与えられる電圧信号の値に応じて磁気
共鳴信号の検出特性が変化する信号検出手段を有するＭ
ＲＩ装置に適用されるものであって、電圧値が経時的に
変化する制御電圧を発生する制御電圧発生手段と、この
制御電圧発生手段より発生された前記制御電圧を前記信
号検出手段に供給したときの磁気共鳴信号の検出特性を
判定する判定手段と、この判定手段により前記磁気共鳴
信号の検出特性が最適値であると判定されたときの前記
制御電圧を前記信号検出手段に固定化して与える手段
と、を具備する。
ことを実現するためのＭＲＩ装置の制御装置を提供する
ことにある。 【構成】外部から与えられる電圧信号の値に応じて磁気
共鳴信号の検出特性が変化する信号検出手段を有するＭ
ＲＩ装置に適用されるものであって、電圧値が経時的に
変化する制御電圧を発生する制御電圧発生手段と、この
制御電圧発生手段より発生された前記制御電圧を前記信
号検出手段に供給したときの磁気共鳴信号の検出特性を
判定する判定手段と、この判定手段により前記磁気共鳴
信号の検出特性が最適値であると判定されたときの前記
制御電圧を前記信号検出手段に固定化して与える手段
と、を具備する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴（以下「Ｍ
Ｒ」と称する）現象を用いて、生体である被検体中に存
在するある特定の原子核のスピン密度あるいは、緩和時
定数等の反映された画像を得るＭＲＩ装置（磁気共鳴イ
メージング装置）の制御装置に関するものである。
Ｒ」と称する）現象を用いて、生体である被検体中に存
在するある特定の原子核のスピン密度あるいは、緩和時
定数等の反映された画像を得るＭＲＩ装置（磁気共鳴イ
メージング装置）の制御装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】この種のＭＲＩ装置において、ＭＲ現象
により被検体より誘起される信号（これを「ＭＲ信号」
と呼ぶ）を検出する部分は、被検体の周囲に設置される
鞍型のコイルおよび、これとともに共振回路を構成する
コンデンサにより構成される。ＭＲ信号は非常に微弱で
あるため、信号を効率良く検出するには、Ｑ（クォリテ
ィファクタ）の非常に大きな共振回路を必要とする。
により被検体より誘起される信号（これを「ＭＲ信号」
と呼ぶ）を検出する部分は、被検体の周囲に設置される
鞍型のコイルおよび、これとともに共振回路を構成する
コンデンサにより構成される。ＭＲ信号は非常に微弱で
あるため、信号を効率良く検出するには、Ｑ（クォリテ
ィファクタ）の非常に大きな共振回路を必要とする。
【０００３】
【発明が解決しようと課題】このため上記共振回路の共
振特性は鋭くなる。従って、共振回路の容量成分のわず
かな変化で、検出される信号の振幅すなわち、検出器の
感度が大きく変化する。一方、被検体と検出コイルとの
間には浮遊容量が存在し、これは被検体により異るた
め、被検体が変わる毎に上記コンデンサの静電容量を変
化させ、共振点に正確に同調させる必要がある。そこで
本発明の目的とするところは、ＭＲ信号を効率良く収集
することを実現するためのＭＲＩ装置の制御装置を提供
することにある。
振特性は鋭くなる。従って、共振回路の容量成分のわず
かな変化で、検出される信号の振幅すなわち、検出器の
感度が大きく変化する。一方、被検体と検出コイルとの
間には浮遊容量が存在し、これは被検体により異るた
め、被検体が変わる毎に上記コンデンサの静電容量を変
化させ、共振点に正確に同調させる必要がある。そこで
本発明の目的とするところは、ＭＲ信号を効率良く収集
することを実現するためのＭＲＩ装置の制御装置を提供
することにある。
【０００４】
【課題を解決するための手段】本発明のＭＲＩ装置の制
御装置は、外部から与えられる電圧信号の値に応じて磁
気共鳴信号の検出特性が変化する信号検出手段を有する
ＭＲＩ装置に適用されるものであって、電圧値が経時的
に変化する制御電圧を発生する制御電圧発生手段と、こ
の制御電圧発生手段より発生された前記制御電圧を前記
信号検出手段に供給したときの磁気共鳴信号の検出特性
を判定する判定手段と、この判定手段により前記磁気共
鳴信号の検出特性が最適値であると判定されたときの前
記制御電圧を前記信号検出手段に固定化して与える手段
と、を具備する。
御装置は、外部から与えられる電圧信号の値に応じて磁
気共鳴信号の検出特性が変化する信号検出手段を有する
ＭＲＩ装置に適用されるものであって、電圧値が経時的
に変化する制御電圧を発生する制御電圧発生手段と、こ
の制御電圧発生手段より発生された前記制御電圧を前記
信号検出手段に供給したときの磁気共鳴信号の検出特性
を判定する判定手段と、この判定手段により前記磁気共
鳴信号の検出特性が最適値であると判定されたときの前
記制御電圧を前記信号検出手段に固定化して与える手段
と、を具備する。
【０００５】
【作用】本発明のＭＲＩ装置の制御装置によると、判定
手段により磁気共鳴信号の検出特性が最適値であると判
定されたときの制御電圧が、ＭＲＩ装置の信号検出手段
に与えられるので、磁気共鳴信号を効率良く収集するこ
とを実現する。
手段により磁気共鳴信号の検出特性が最適値であると判
定されたときの制御電圧が、ＭＲＩ装置の信号検出手段
に与えられるので、磁気共鳴信号を効率良く収集するこ
とを実現する。
【０００６】
【実施例】図１に本発明の一実施例におけるシステム全
体の構成を示す。
体の構成を示す。
【０００７】図１において、１は送信コイルからなる送
信プローブヘッド、２は受信コイルからなる受信プロー
ブヘッドであり、これら送受信プローブヘッド１，２は
図示のように鞍形の送、受信コイルが互いに直交する方
向に配置された形のクロスコイル方式のプローブヘッド
を構成している。
信プローブヘッド、２は受信コイルからなる受信プロー
ブヘッドであり、これら送受信プローブヘッド１，２は
図示のように鞍形の送、受信コイルが互いに直交する方
向に配置された形のクロスコイル方式のプローブヘッド
を構成している。
【０００８】尚、図示していないが、静磁場磁石や傾斜
磁場コイルが備わっており、これら、静磁場磁石による
静磁場、傾斜磁場コイル及びその制御系によるＭＲ信号
の位置情報を付与するための線型傾斜磁場、プローブヘ
ッド１，２による高周波励起パルス（高周波磁場）がそ
れぞれ被検体に印加されることにより特定の部位にＭＲ
現象が生じるようになっている。
磁場コイルが備わっており、これら、静磁場磁石による
静磁場、傾斜磁場コイル及びその制御系によるＭＲ信号
の位置情報を付与するための線型傾斜磁場、プローブヘ
ッド１，２による高周波励起パルス（高周波磁場）がそ
れぞれ被検体に印加されることにより特定の部位にＭＲ
現象が生じるようになっている。
【０００９】上述した各磁場発生要素は、良く知られて
いるように、医用診断用の磁気共鳴装置つまり、この種
のＭＲＩ装置には一般に備っている要素である。送信同
調部３は特定周波数の高周波に同調し、送信部４の出力
に応動して被検体中の特定原子核に同調するような高周
波励起パルスを送信プローブヘッド１を介して電磁波と
して被検体に印加する。
いるように、医用診断用の磁気共鳴装置つまり、この種
のＭＲＩ装置には一般に備っている要素である。送信同
調部３は特定周波数の高周波に同調し、送信部４の出力
に応動して被検体中の特定原子核に同調するような高周
波励起パルスを送信プローブヘッド１を介して電磁波と
して被検体に印加する。
【００１０】また、傾斜磁場コイル及びプローブヘッド
１，２は、パルスシーケンスと称されるイメージング手
順に従って駆動される。そして、このパルスシーケンス
は、後述する計算機１３に装備されている。被検体にお
けるＭＲ信号は受信プローブヘッド２を介して受信同調
部５で受信し前置増幅器６で増幅して２個の位相検波器
７Ａ，７Ｂに与える。これら位相検波器７Ａ，７Ｂに
は、送信部４で発生した信号をもとに移相器８、９０°
移相器９で生成した、ＭＲ信号と同じ周波数を有し且つ
位相が互いに９０°異なる２種の参照波が与えられる。
位相検波器７Ａ，７Ｂは受信したＭＲ信号を上記参照波
でそれぞれ位相検波し、検波出力は増幅器１０Ａ，１０
Ｂで各別に増幅し、各々ローパスフィルタ１１Ａ，１１
Ｂを介してＡ／Ｄ（アナログ−ディジタル）変換器１２
Ａ，１２Ｂでディジタル化し計算機１３に入力してい
る。計算機１３内では上記ディジタル化された２信号を
用いて所定の位相補正処理を行ないＭＲエコー信号デー
タとする。Ｄ／Ａ（ディジタル−アナログ）変換器１４
は計算機１３の出力に応じた制御電圧ｖc を受信同調部
５に与える制御電圧発生器を構成している。図２は上述
の構成における受信同調部５およびその周辺の部分の詳
細に示すものである。
１，２は、パルスシーケンスと称されるイメージング手
順に従って駆動される。そして、このパルスシーケンス
は、後述する計算機１３に装備されている。被検体にお
けるＭＲ信号は受信プローブヘッド２を介して受信同調
部５で受信し前置増幅器６で増幅して２個の位相検波器
７Ａ，７Ｂに与える。これら位相検波器７Ａ，７Ｂに
は、送信部４で発生した信号をもとに移相器８、９０°
移相器９で生成した、ＭＲ信号と同じ周波数を有し且つ
位相が互いに９０°異なる２種の参照波が与えられる。
位相検波器７Ａ，７Ｂは受信したＭＲ信号を上記参照波
でそれぞれ位相検波し、検波出力は増幅器１０Ａ，１０
Ｂで各別に増幅し、各々ローパスフィルタ１１Ａ，１１
Ｂを介してＡ／Ｄ（アナログ−ディジタル）変換器１２
Ａ，１２Ｂでディジタル化し計算機１３に入力してい
る。計算機１３内では上記ディジタル化された２信号を
用いて所定の位相補正処理を行ないＭＲエコー信号デー
タとする。Ｄ／Ａ（ディジタル−アナログ）変換器１４
は計算機１３の出力に応じた制御電圧ｖc を受信同調部
５に与える制御電圧発生器を構成している。図２は上述
の構成における受信同調部５およびその周辺の部分の詳
細に示すものである。
【００１１】図２において、逆方向印加電圧によりその
静電容量が変化する可変容量ダイオード５１とこの可変
容量ダイオード５１のカソード側に直列に設けた大容量
のコンデンサ５２とで形成される直列回路を図示のよう
に受信プローブヘッド２（コイル）に並列に設けてＬＣ
の並列共振回路を構成する。ここでコンデンサ５２の静
電容量を可変容量ダイオード５１のそれに比べて充分に
大きく設定し、両者の直列合成容量はほとんど可変容量
ダイオード５１で決定されるようにする。この場合、可
変容量ダイオード５１とコンデンサ５２の直列回路を可
変容量ダイオード５１のアノード側を接地側として接続
するものとしたが、この直列回路を図示とは逆向きとし
てコンデンサ５２側を接地側としてもよい。上記並列回
路にさらに並列に互いに逆並列接続した一対のダイオー
ドからなる逆並列ダイオード（交叉ダイオードと呼ばれ
ることもある）５３を設ける。また、可変容量ダイオー
ド５１とコンデンサ５２の接続点は抵抗５４を介してＤ
／Ａ変換器１４の出力側に接続され、Ｄ／Ａ変換器１４
からの制御電圧ｖc が与えられる。抵抗５４としては高
周波の受信ＭＲ信号がＤ／Ａ変換器６側へ流入するのを
阻止するため抵抗値の高いものを使用する。また、図示
の場合コンデンサ５２により信号線はＤ／Ａ変換器１４
と直流的にしゃ断される。また、逆並列ダイオード５３
は送信側から被検体に印加される大電力の高周波励起パ
ルスの受信側へのもれによる前置増幅器６の入力部の破
壊および可変容量ダイオード５１より発生する歪を防ぐ
ものである。これら可変容量ダイオード５１、コンデン
サ５２、逆並列ダイオード５３、抵抗５４により受信同
調部５を構成している。可変容量ダイオード５１に印加
する制御電圧ｖc はＤ／Ａ変換器１４より与えるが、こ
の電圧の設定は次のようにして行なう。
静電容量が変化する可変容量ダイオード５１とこの可変
容量ダイオード５１のカソード側に直列に設けた大容量
のコンデンサ５２とで形成される直列回路を図示のよう
に受信プローブヘッド２（コイル）に並列に設けてＬＣ
の並列共振回路を構成する。ここでコンデンサ５２の静
電容量を可変容量ダイオード５１のそれに比べて充分に
大きく設定し、両者の直列合成容量はほとんど可変容量
ダイオード５１で決定されるようにする。この場合、可
変容量ダイオード５１とコンデンサ５２の直列回路を可
変容量ダイオード５１のアノード側を接地側として接続
するものとしたが、この直列回路を図示とは逆向きとし
てコンデンサ５２側を接地側としてもよい。上記並列回
路にさらに並列に互いに逆並列接続した一対のダイオー
ドからなる逆並列ダイオード（交叉ダイオードと呼ばれ
ることもある）５３を設ける。また、可変容量ダイオー
ド５１とコンデンサ５２の接続点は抵抗５４を介してＤ
／Ａ変換器１４の出力側に接続され、Ｄ／Ａ変換器１４
からの制御電圧ｖc が与えられる。抵抗５４としては高
周波の受信ＭＲ信号がＤ／Ａ変換器６側へ流入するのを
阻止するため抵抗値の高いものを使用する。また、図示
の場合コンデンサ５２により信号線はＤ／Ａ変換器１４
と直流的にしゃ断される。また、逆並列ダイオード５３
は送信側から被検体に印加される大電力の高周波励起パ
ルスの受信側へのもれによる前置増幅器６の入力部の破
壊および可変容量ダイオード５１より発生する歪を防ぐ
ものである。これら可変容量ダイオード５１、コンデン
サ５２、逆並列ダイオード５３、抵抗５４により受信同
調部５を構成している。可変容量ダイオード５１に印加
する制御電圧ｖc はＤ／Ａ変換器１４より与えるが、こ
の電圧の設定は次のようにして行なう。
【００１２】まず、被検体を送受信プローブヘッド１，
２内においた状態で、所定のチューニング用パルスシー
ケンスに従い、図示しない送信系を起動することによ
り、図４（ａ）に示すように高周波励起パルス（９０°
パルスと１８０°パルス）を送信プローブヘッド１（コ
イル）に印加し、受信プローブヘッド１にＭＲ信号を得
る。この時Ｄ／Ａ変換器１４の出力制御電圧ｖc は図４
（ｃ）のように当初は最小値Ｖ0 に設定しておく。受信
プローブヘッド１に誘起されたＭＲ信号は前置増幅器
６、位相検波器７Ａ，７Ｂ等で増幅、検波されＡ／Ｄ変
換器１２Ａ，１２Ｂを通して計算機１３に入力される。
ここでサンプリングされた図４（ｂ）のようなエコー信
号のピーク値をＰ0 とし、これを、計算機１３内の記憶
装置に記録する。次に、Ｄ／Ａ変換器１４の出力制御電
圧ｖc を、Ｖ1 ＝Ｖ0 ＋ΔＶに変化させ（Ｖ←Ｖ0 ＋Δ
Ｖ）、上述と同様にしてエコー信号を収集し、そのピー
ク値をＰ1 とする。さらに、順次Ｖ2 ＝Ｖ1 ＋ΔＶ，
…，Ｖn ＝Ｖn-1 ＋ΔＶのように制御電圧を増加した時
のエコー信号のピーク値をＰ2 ，…，Ｐn とする。
２内においた状態で、所定のチューニング用パルスシー
ケンスに従い、図示しない送信系を起動することによ
り、図４（ａ）に示すように高周波励起パルス（９０°
パルスと１８０°パルス）を送信プローブヘッド１（コ
イル）に印加し、受信プローブヘッド１にＭＲ信号を得
る。この時Ｄ／Ａ変換器１４の出力制御電圧ｖc は図４
（ｃ）のように当初は最小値Ｖ0 に設定しておく。受信
プローブヘッド１に誘起されたＭＲ信号は前置増幅器
６、位相検波器７Ａ，７Ｂ等で増幅、検波されＡ／Ｄ変
換器１２Ａ，１２Ｂを通して計算機１３に入力される。
ここでサンプリングされた図４（ｂ）のようなエコー信
号のピーク値をＰ0 とし、これを、計算機１３内の記憶
装置に記録する。次に、Ｄ／Ａ変換器１４の出力制御電
圧ｖc を、Ｖ1 ＝Ｖ0 ＋ΔＶに変化させ（Ｖ←Ｖ0 ＋Δ
Ｖ）、上述と同様にしてエコー信号を収集し、そのピー
ク値をＰ1 とする。さらに、順次Ｖ2 ＝Ｖ1 ＋ΔＶ，
…，Ｖn ＝Ｖn-1 ＋ΔＶのように制御電圧を増加した時
のエコー信号のピーク値をＰ2 ，…，Ｐn とする。
【００１３】ここで、最初の制御電圧ｖc ＝Ｖ0 が充分
に小さければ、これは可変容量ダイオード５１の静電容
量を受信同調部５の共振条件を満足する値とするための
制御電圧（得ようとする制御電圧）ｖc ＝ＶR よりも小
さく、制御電圧ｖc を順次増加させることにより、共振
条件に近づき、エコー信号のピーク値は共鳴点に達する
まで単調に増加する。制御電圧ｖc ＝Ｖm を印加して、
エコー信号のピーク値Ｐm を得た時、この値を１つ前の
ピーク値Ｐm-1 と比較し、Ｐm ＞Ｐm-1 であるかぎり制
御電圧ｖc をΔＶ増加させるという操作を繰り返し、Ｐ
k ＜Ｐk-1 となるまで続ける。この時のピーク値Ｐk-1
に対応する制御電圧ｖc ＝Ｖk-1 が同調部の共振条件を
与える値であり、これを固定化する。以上の処理のフロ
ーチャートを図５に示す。
に小さければ、これは可変容量ダイオード５１の静電容
量を受信同調部５の共振条件を満足する値とするための
制御電圧（得ようとする制御電圧）ｖc ＝ＶR よりも小
さく、制御電圧ｖc を順次増加させることにより、共振
条件に近づき、エコー信号のピーク値は共鳴点に達する
まで単調に増加する。制御電圧ｖc ＝Ｖm を印加して、
エコー信号のピーク値Ｐm を得た時、この値を１つ前の
ピーク値Ｐm-1 と比較し、Ｐm ＞Ｐm-1 であるかぎり制
御電圧ｖc をΔＶ増加させるという操作を繰り返し、Ｐ
k ＜Ｐk-1 となるまで続ける。この時のピーク値Ｐk-1
に対応する制御電圧ｖc ＝Ｖk-1 が同調部の共振条件を
与える値であり、これを固定化する。以上の処理のフロ
ーチャートを図５に示す。
【００１４】そして、撮影のためのパルスシーケンスの
実行により、断層像を得るための信号を収集する間、受
信同調部５の可変容量ダイオード５１に、この操作で決
定した制御電圧ｖc を与えておく。つまり、制御電圧ｖ
cを固定化しておく、被検体が変わる毎に、本来の信号
収集に先立って以上の操作を行うことにより、受信部の
同調は常に維持される。尚、撮影のためのパルスシーケ
ンスにおいては、送信系と、傾斜磁場コイル及びその制
御系とが起動される。前述したように、チューニングの
ためのパルスシーケンスでは、傾斜磁場コイル及びその
制御系は起動されず、送信系のみが起動され、９０°パ
ルス及び１８０°パルスが被検体に送信される。
実行により、断層像を得るための信号を収集する間、受
信同調部５の可変容量ダイオード５１に、この操作で決
定した制御電圧ｖc を与えておく。つまり、制御電圧ｖ
cを固定化しておく、被検体が変わる毎に、本来の信号
収集に先立って以上の操作を行うことにより、受信部の
同調は常に維持される。尚、撮影のためのパルスシーケ
ンスにおいては、送信系と、傾斜磁場コイル及びその制
御系とが起動される。前述したように、チューニングの
ためのパルスシーケンスでは、傾斜磁場コイル及びその
制御系は起動されず、送信系のみが起動され、９０°パ
ルス及び１８０°パルスが被検体に送信される。
【００１５】このようにした場合、被検体より得られる
ＭＲ信号を直接用いて制御を行うため、同調制御用の特
別な信号供給系を用意する必要がなく、また常に最適な
同調条件にて、ＭＲ信号を得ることができる。なお本発
明は上述し且つ図面に示す実施例にのみ限定されること
なく、その要旨を変更しない範囲で種々変形実施するこ
とができる。
ＭＲ信号を直接用いて制御を行うため、同調制御用の特
別な信号供給系を用意する必要がなく、また常に最適な
同調条件にて、ＭＲ信号を得ることができる。なお本発
明は上述し且つ図面に示す実施例にのみ限定されること
なく、その要旨を変更しない範囲で種々変形実施するこ
とができる。
【００１６】例えば、図２に示したコンデンサ５２に代
えてもう１つの可変容量ダイオードを、カソード同士が
接続される方向として直列接続し、同調の微調整を可能
としてもよく、もちろん、先に述べたように図２の可変
容量ダイオード５１とコンデンサ５２の直列回路を図示
とは逆向きとしてもよい。
えてもう１つの可変容量ダイオードを、カソード同士が
接続される方向として直列接続し、同調の微調整を可能
としてもよく、もちろん、先に述べたように図２の可変
容量ダイオード５１とコンデンサ５２の直列回路を図示
とは逆向きとしてもよい。
【００１７】また、上述の実施例では図１に示したよう
な鞍型の受信コイルを用いた場合について示したが、ル
ープコイル型の受信コイルを用いた場合においても上述
と全く同様の方式を適用することが可能である。
な鞍型の受信コイルを用いた場合について示したが、ル
ープコイル型の受信コイルを用いた場合においても上述
と全く同様の方式を適用することが可能である。
【００１８】さらに、同実施例では送信コイル、受信コ
イルが互いに直交する形のクロスコイル方式を用いた場
合を示したが、図３に示すように、送信コイル、受信コ
イルを１つのコイルで兼ねて送受信プローブヘッド１５
を構成したシングルコイル方式においても上述とほぼ同
様な実施が可能である。図３において、１６は送信用電
力増幅部、１７は誤動作防止用の逆並列ダイオード、１
８は同調用可変コンデンサ、１９は補助コイルである。
イルが互いに直交する形のクロスコイル方式を用いた場
合を示したが、図３に示すように、送信コイル、受信コ
イルを１つのコイルで兼ねて送受信プローブヘッド１５
を構成したシングルコイル方式においても上述とほぼ同
様な実施が可能である。図３において、１６は送信用電
力増幅部、１７は誤動作防止用の逆並列ダイオード、１
８は同調用可変コンデンサ、１９は補助コイルである。
【００１９】
【発明の効果】以上のように本発明によれば、ＭＲ信号
を効率良く収集することを実現するＭＲＩ装置の制御装
置を提供できるものである。
を効率良く収集することを実現するＭＲＩ装置の制御装
置を提供できるものである。
【図１】本発明の一実施例の全体の構成を示すブロック
図。
図。
【図２】同実施例の要部構成を示す回路構成図。
【図３】本発明の他の実施例の要部構成を示す回路構成
図。
図。
【図４】本発明の一実施例の作用を説明するための同調
制御のタイミングチャート。
制御のタイミングチャート。
【図５】同調制御のフローチャート。
１…送信プローブヘッド、２…受信プローブヘッド、３
…送信同調部、４…送信部、５…受信同調部、６…前置
増幅器、７Ａ，７Ｂ…位相検波器、８…移相器、９…９
０°移相器、１０Ａ，１０Ｂ…増幅器、１１Ａ，１１Ｂ
…ローパスフィルタ、１２Ａ，１２Ｂ…Ａ／Ｄ変換器、
１３…計算機、１４…Ｄ／Ａ変換器、１５…送受信プロ
ーブヘッド、１６…送信用電力増幅部、１７，５３…逆
並列ダイオード（交叉ダイオード）、１８…可変コンデ
ンサ、１９…補助コイル、５１…可変容量ダイオード、
５２…コンデンサ、５…抵抗。
…送信同調部、４…送信部、５…受信同調部、６…前置
増幅器、７Ａ，７Ｂ…位相検波器、８…移相器、９…９
０°移相器、１０Ａ，１０Ｂ…増幅器、１１Ａ，１１Ｂ
…ローパスフィルタ、１２Ａ，１２Ｂ…Ａ／Ｄ変換器、
１３…計算機、１４…Ｄ／Ａ変換器、１５…送受信プロ
ーブヘッド、１６…送信用電力増幅部、１７，５３…逆
並列ダイオード（交叉ダイオード）、１８…可変コンデ
ンサ、１９…補助コイル、５１…可変容量ダイオード、
５２…コンデンサ、５…抵抗。
───────────────────────────────────────────────────── 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 Ｎ
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 【請求項１】 外部から与えられる電圧信号の値に応じ
て磁気共鳴信号の検出特性が変化する信号検出手段を有
するＭＲＩ装置に適用されるものであって、電圧値が経
時的に変化する制御電圧を発生する制御電圧発生手段
と、この制御電圧発生手段より発生された前記制御電圧
を前記信号検出手段に供給したときの磁気共鳴信号の検
出特性を判定する判定手段と、この判定手段により前記
磁気共鳴信号の検出特性が最適値であると判定されたと
きの前記制御電圧を前記信号検出手段に固定化して与え
る手段と、を具備するＭＲＩ装置の制御装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3187590A JPH0710254B2 (ja) | 1991-07-26 | 1991-07-26 | Ｍｒｉ装置の制御装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3187590A JPH0710254B2 (ja) | 1991-07-26 | 1991-07-26 | Ｍｒｉ装置の制御装置 |
Related Parent Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57233506A Division JPS59122937A (ja) | 1982-12-28 | 1982-12-28 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH053863A true JPH053863A (ja) | 1993-01-14 |
| JPH0710254B2 JPH0710254B2 (ja) | 1995-02-08 |
Family
ID=16208775
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3187590A Expired - Fee Related JPH0710254B2 (ja) | 1991-07-26 | 1991-07-26 | Ｍｒｉ装置の制御装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0710254B2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20010000425A (ko) * | 2000-09-28 | 2001-01-05 | 김대진 | 트랙킹필터에 의한 엠알아이용 모뎀에서의알에프가변필터회로 |
| JP2009139380A (ja) * | 2007-12-04 | 2009-06-25 | Commissariat A L'energie Atomique | 核磁気共鳴用の励起および検出回路の調節方法、並びに当該方法を実行するように構成された励起および検出回路 |
-
1991
- 1991-07-26 JP JP3187590A patent/JPH0710254B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20010000425A (ko) * | 2000-09-28 | 2001-01-05 | 김대진 | 트랙킹필터에 의한 엠알아이용 모뎀에서의알에프가변필터회로 |
| JP2009139380A (ja) * | 2007-12-04 | 2009-06-25 | Commissariat A L'energie Atomique | 核磁気共鳴用の励起および検出回路の調節方法、並びに当該方法を実行するように構成された励起および検出回路 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0710254B2 (ja) | 1995-02-08 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |