JPS59156332A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
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- JPS59156332A JPS59156332A JP58030350A JP3035083A JPS59156332A JP S59156332 A JPS59156332 A JP S59156332A JP 58030350 A JP58030350 A JP 58030350A JP 3035083 A JP3035083 A JP 3035083A JP S59156332 A JPS59156332 A JP S59156332A
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- nuclear magnetic
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- coil
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の技術分野〕 。
本発明は核磁気共鳴（ＮＭＲ： ｎｕｃｌｅａｒｍａｇ
ｎｅｔｉｃ ｒｅｓ＋ｏｎａｎｃｅ 〜以下「■」と称
する）現象を用いて被検体の特定断面における特定原子
核スピンの密度分布に基づく情報をいわゆるコンピュー
タ断層法（ＣＴ ： ｃｏｍｐｕｔｅｄｔｏｍｏｇｒａ
ｐｈｙ ）によ、９ ＣＴ像（ｃａｍｐｕｔｅａｔｏｍ
ｏｇｒａｍ ）として画像化する聴−ＣＴ装置などと呼
ばれる罵映像装置に関するものである。
ｎｅｔｉｃ ｒｅｓ＋ｏｎａｎｃｅ 〜以下「■」と称
する）現象を用いて被検体の特定断面における特定原子
核スピンの密度分布に基づく情報をいわゆるコンピュー
タ断層法（ＣＴ ： ｃｏｍｐｕｔｅｄｔｏｍｏｇｒａ
ｐｈｙ ）によ、９ ＣＴ像（ｃａｍｐｕｔｅａｔｏｍ
ｏｇｒａｍ ）として画像化する聴−ＣＴ装置などと呼
ばれる罵映像装置に関するものである。
例えば診断用ＮＭＲ−ＣＴ装置では、被検体の特定位置
における断層像を得るために、第１図に示すように被検
体Ｐに対して図示ｚ軸方向に涜う非常に均一な静磁場Ｈ
ｏを作用させ、さらに一対の傾斜磁場コイルＩＡ、ＩＢ
によシ上記靜磁場Ｈｏに線型磁場勾配ＧＺを付加する。
における断層像を得るために、第１図に示すように被検
体Ｐに対して図示ｚ軸方向に涜う非常に均一な静磁場Ｈ
ｏを作用させ、さらに一対の傾斜磁場コイルＩＡ、ＩＢ
によシ上記靜磁場Ｈｏに線型磁場勾配ＧＺを付加する。
静磁場Ｈｏに対して特定原子核は次式で示される角周波
数ω０で共鳴する。
数ω０で共鳴する。
ω０＝γＨ０・・・（１）
この（１）式においてｒは磁気回転比であシ、原子核の
種類に固有のものである。そこでさらに、特定の原子核
のみ共鳴させる角周波数ω０の回転磁場Ｈ１を一対の送
信コイル２Ａ 、 ｚ ｉを介して被検体Ｐに作用させ
る。乙のようにすると、上記線型磁場勾配ＧＺによシｚ
ＪｌｉＩＩＩ！方向について選択設定される図示ｘ −
ｙ平面部分についてのみ選択的に作用し、断層像を得る
特定のスライス部分Ｓ（平面状の部分であるが現実には
ある厚みを持つ）のみにＮＭＲ３Ｊｌ象が生ずる。この
毘現象は一対の受信コイル３に、３Ｂを介して自由誘導
減衰（ＦＩＤ ： ｆｒｅｅ １ｎｄｕｃｔｉｏｎｄｅ
ｃａｙ’ ）信号（以下ｒＦＩＤ信号」と称する）とし
て観測され、この信号をフーリエ変換することによシ、
特定原子核スピンの回転周波数についての単一のスペク
トルが得られる。断層像をＣＴ＠とじて得るためには、
スライス部分Ｓのｘ−ｙ平面内の多方向についての投影
像が必要である。そのだめ、スライス部分ｓを励起して
ｍ′現象を生じさせた後、第２図に示すように磁場Ｈ８
にＸ′軸方向（Ｘ軸よ多角度θ回転した座標系）に直線
的な傾斜を持つ線型磁場勾配Ｇｘｙを（図示していない
コイル等によシ）作用させると、被検体Ｐのスライス部
分Ｓにおける等磁場線Ｅは直線となシ、この等磁場線Ｅ
上の特定原子核スピンの回転周波数は上記（１）式であ
られされる。ここで説明の便宜上等磁場線ＥをＥ１〜Ｅ
ｎとし、これら各等磁場線Ｅ１〜Ｅｎ上の磁場によシ一
種のＦＩＤ信号である信号Ｄｌ〜Ｄｎをそれぞれ生ずる
と考える。信号Ｄ１〜Ｄｎの振幅はそれぞれスライス部
分Ｓを貫く等磁場線Ｅ１〜Ｅｎ上の特定原子核スピン密
度に比例することになる。ところが、実除に観測される
ＦＩＤ信号は信号Ｄ１〜Ｄｎをすべて加え合わせ九合成
ＦＩＤ信号Ｆ’ＩＤとなる。そこで、この合成ＦＩＤ信
号ＦＩＤをフーリエ変換することによってスライス部分
ＳのＸ′軸への投影情報（一次元像）ＰＤを得る。この
Ｘ′軸をｘ −ｙ平面内で回転させ（この磁場勾配Ｇｘ
ｙの回転は例えば２対の傾斜磁場コイルによる一２ｙ方
向についての磁場勾配Ｇｘ ＃ Ｇｙの合成磁場として
磁場勾配Ｇｘｙを作）、上記磁場勾配Ｇｘ ｙ Ｇ’ｌ
の合成、比を変化させることによって行々う）るととに
より１．上述と同様にしてｘ −ｙ平面内の各方向への
投影情報が得られ、これらの情報に基づいてＣＴ像を合
成することができる。
種類に固有のものである。そこでさらに、特定の原子核
のみ共鳴させる角周波数ω０の回転磁場Ｈ１を一対の送
信コイル２Ａ 、 ｚ ｉを介して被検体Ｐに作用させ
る。乙のようにすると、上記線型磁場勾配ＧＺによシｚ
ＪｌｉＩＩＩ！方向について選択設定される図示ｘ −
ｙ平面部分についてのみ選択的に作用し、断層像を得る
特定のスライス部分Ｓ（平面状の部分であるが現実には
ある厚みを持つ）のみにＮＭＲ３Ｊｌ象が生ずる。この
毘現象は一対の受信コイル３に、３Ｂを介して自由誘導
減衰（ＦＩＤ ： ｆｒｅｅ １ｎｄｕｃｔｉｏｎｄｅ
ｃａｙ’ ）信号（以下ｒＦＩＤ信号」と称する）とし
て観測され、この信号をフーリエ変換することによシ、
特定原子核スピンの回転周波数についての単一のスペク
トルが得られる。断層像をＣＴ＠とじて得るためには、
スライス部分Ｓのｘ−ｙ平面内の多方向についての投影
像が必要である。そのだめ、スライス部分ｓを励起して
ｍ′現象を生じさせた後、第２図に示すように磁場Ｈ８
にＸ′軸方向（Ｘ軸よ多角度θ回転した座標系）に直線
的な傾斜を持つ線型磁場勾配Ｇｘｙを（図示していない
コイル等によシ）作用させると、被検体Ｐのスライス部
分Ｓにおける等磁場線Ｅは直線となシ、この等磁場線Ｅ
上の特定原子核スピンの回転周波数は上記（１）式であ
られされる。ここで説明の便宜上等磁場線ＥをＥ１〜Ｅ
ｎとし、これら各等磁場線Ｅ１〜Ｅｎ上の磁場によシ一
種のＦＩＤ信号である信号Ｄｌ〜Ｄｎをそれぞれ生ずる
と考える。信号Ｄ１〜Ｄｎの振幅はそれぞれスライス部
分Ｓを貫く等磁場線Ｅ１〜Ｅｎ上の特定原子核スピン密
度に比例することになる。ところが、実除に観測される
ＦＩＤ信号は信号Ｄ１〜Ｄｎをすべて加え合わせ九合成
ＦＩＤ信号Ｆ’ＩＤとなる。そこで、この合成ＦＩＤ信
号ＦＩＤをフーリエ変換することによってスライス部分
ＳのＸ′軸への投影情報（一次元像）ＰＤを得る。この
Ｘ′軸をｘ −ｙ平面内で回転させ（この磁場勾配Ｇｘ
ｙの回転は例えば２対の傾斜磁場コイルによる一２ｙ方
向についての磁場勾配Ｇｘ ＃ Ｇｙの合成磁場として
磁場勾配Ｇｘｙを作）、上記磁場勾配Ｇｘ ｙ Ｇ’ｌ
の合成、比を変化させることによって行々う）るととに
より１．上述と同様にしてｘ −ｙ平面内の各方向への
投影情報が得られ、これらの情報に基づいてＣＴ像を合
成することができる。
ところで、この種の閤映像装置においては被検体Ｐのス
ライス部位Ｓについて得られる合成ＦＩＤ信号ＦＩＤの
ＳＡ（信号対雑音比）は被検体Ｐのスライス部位＄の受
信コイル３に、３Ｂのループ内に占める割合すなわち充
填率に比例する。しかしながら、従来の診断用轟α−Ｃ
Ｔ装置においては上述のように受信コイルは３Ａ。
ライス部位Ｓについて得られる合成ＦＩＤ信号ＦＩＤの
ＳＡ（信号対雑音比）は被検体Ｐのスライス部位＄の受
信コイル３に、３Ｂのループ内に占める割合すなわち充
填率に比例する。しかしながら、従来の診断用轟α−Ｃ
Ｔ装置においては上述のように受信コイルは３Ａ。
３Ｂの一対だけしか使用しておらず、このため例えばス
ライス部位Ｓが人体の頭部でおるか腹部であるかによっ
て検出ＦＩＤ信号ＦＩＤのい大きく相違してしまう。し
たがって、頭部の撮像においては腹部の場合よシもＳ／
Ｎが悪化し、得られる画像情報の画質の劣化を生じるこ
とになる。
ライス部位Ｓが人体の頭部でおるか腹部であるかによっ
て検出ＦＩＤ信号ＦＩＤのい大きく相違してしまう。し
たがって、頭部の撮像においては腹部の場合よシもＳ／
Ｎが悪化し、得られる画像情報の画質の劣化を生じるこ
とになる。
本発明の目的とするところは、被検体の撮像のための測
定対象部位の大きさが複数種に変化しても画質の劣化を
生ずることなく画像情報を得ることを可能とするＮＭＲ
甑像装置を提供することにある。
定対象部位の大きさが複数種に変化しても画質の劣化を
生ずることなく画像情報を得ることを可能とするＮＭＲ
甑像装置を提供することにある。
本発明は受信コイルとして大きさの異なる複数の受信コ
イルを設け、これらを測定対象部位の大きさ応じて選択
使用することを％労としている。
イルを設け、これらを測定対象部位の大きさ応じて選択
使用することを％労としている。
まず、本発明の一実施例についてその原理を説明する。
第３図はこの場合人体である被検体Ｐの腹部の断層像得
るための構成を示すものであシ、腹部の大きさＫはぼ対
応する大きさの一対の送受信コイル４ Ａ ｓ ４ Ｂ
内に被検体Ｐが設定された状態を示すものである。この
場合送受信コイル４Ａ、４Ｂは送信専用でなく送受兼用
とするため別途に受信コイルを設ける必要がない。
るための構成を示すものであシ、腹部の大きさＫはぼ対
応する大きさの一対の送受信コイル４ Ａ ｓ ４ Ｂ
内に被検体Ｐが設定された状態を示すものである。この
場合送受信コイル４Ａ、４Ｂは送信専用でなく送受兼用
とするため別途に受信コイルを設ける必要がない。
また、第４図は被検体Ｐの頭部の断層像を得るための構
成を示すものであシ、頭部に対応する大きさ以上の大き
さを有する一対の送信コイル４ Ａ’ 、 ４ Ｂ’お
よび頭部の大きさにほぼ対応する大きさの一対の受信コ
イル５に、５Ｂの内部に被検体Ｐの頭部が設定された状
態を示すものである。この場合、送信コイル４ Ａ’
、 ４ Ｂ’は頭部の大きさに比して充分に大きければ
よいので上記送受信コイル４ｈ、４Ｂを用いることがで
き、該送受信コイル４に、４Ｂを送信用にのみ用いれば
よい。そして、送信用の送受信コイル４Ａ、４Ｂと受信
コイル５Ａ、５Ｂは相互の電磁的結合を最小とするため
図示のように機械的に直交配置することが望ましい。
成を示すものであシ、頭部に対応する大きさ以上の大き
さを有する一対の送信コイル４ Ａ’ 、 ４ Ｂ’お
よび頭部の大きさにほぼ対応する大きさの一対の受信コ
イル５に、５Ｂの内部に被検体Ｐの頭部が設定された状
態を示すものである。この場合、送信コイル４ Ａ’
、 ４ Ｂ’は頭部の大きさに比して充分に大きければ
よいので上記送受信コイル４ｈ、４Ｂを用いることがで
き、該送受信コイル４に、４Ｂを送信用にのみ用いれば
よい。そして、送信用の送受信コイル４Ａ、４Ｂと受信
コイル５Ａ、５Ｂは相互の電磁的結合を最小とするため
図示のように機械的に直交配置することが望ましい。
したがって、送受信コイル４に、４Ｂと受信コイル５Ａ
、５Ｂを第４図に示すように直交配置してグロ」プヘッ
ドを構成し、測定対象部位が腹部のときは送受信コイル
４Ａ、４Ｂを送受信双方に用い、測定対象部位が頭部の
ときは送受信コイル４Ａ、４Ｂを送信のみに用い、受信
コイル５Ａ、５Ｂを受信に用いれば、頭部、腹部のいず
れをもＳ／Ｎ良く撮像できる。これが本発明の一実施例
の原理である。
、５Ｂを第４図に示すように直交配置してグロ」プヘッ
ドを構成し、測定対象部位が腹部のときは送受信コイル
４Ａ、４Ｂを送受信双方に用い、測定対象部位が頭部の
ときは送受信コイル４Ａ、４Ｂを送信のみに用い、受信
コイル５Ａ、５Ｂを受信に用いれば、頭部、腹部のいず
れをもＳ／Ｎ良く撮像できる。これが本発明の一実施例
の原理である。
このような原理にもとづく本発明の一実施例の構成を第
５図および第６図に示す。この場合送受信コイル４およ
び受信コイル５は第４図に示すように直交配置された２
対のコイル（Ａ。
５図および第６図に示す。この場合送受信コイル４およ
び受信コイル５は第４図に示すように直交配置された２
対のコイル（Ａ。
４Ｂおよび５に、５Ｂをそれぞれ示すものとする（各対
のコイル４Ａと４Ｂ、あるいは５Ａと５Ｂは直列（また
は並列）接続されて電子回路的には単一のコイルと同等
に機能する。）第５図は第３図および第４図に示された
ような配置構成のコイル４Ａ、４Ｂからなる送受信コイ
ル４についての回路構成を示１すものである。
のコイル４Ａと４Ｂ、あるいは５Ａと５Ｂは直列（また
は並列）接続されて電子回路的には単一のコイルと同等
に機能する。）第５図は第３図および第４図に示された
ような配置構成のコイル４Ａ、４Ｂからなる送受信コイ
ル４についての回路構成を示１すものである。
第５図において、送受信コイル４に直列に可変コンデン
サからなる回訓コンデンサ６が接続されている。とれら
送受信コイル４と同調コンデンサ６の直列回路は同調コ
ンデンサ６側の端部にて逆並列接続された一対のダイオ
ードからなる逆並列ダイオード（「交差ダイオード」な
どとも称される）７を介して送信系回路８の出力端に接
続され、送受信コイル４側の端部は接地されている。ま
た、同調コイル６と逆並列ダイオード７の接続点はコイ
ル２５とやはシ逆並列接続された一対のダイオードから
なる逆並列ダイオード９の直列回路を介して接地されて
おシ、逆並列ダイオード９には可変コンテ・ンサからな
る同調コンデンサ１０が並列に接続されている。
サからなる回訓コンデンサ６が接続されている。とれら
送受信コイル４と同調コンデンサ６の直列回路は同調コ
ンデンサ６側の端部にて逆並列接続された一対のダイオ
ードからなる逆並列ダイオード（「交差ダイオード」な
どとも称される）７を介して送信系回路８の出力端に接
続され、送受信コイル４側の端部は接地されている。ま
た、同調コイル６と逆並列ダイオード７の接続点はコイ
ル２５とやはシ逆並列接続された一対のダイオードから
なる逆並列ダイオード９の直列回路を介して接地されて
おシ、逆並列ダイオード９には可変コンテ・ンサからな
る同調コンデンサ１０が並列に接続されている。
この同調コンデンサ１０の非接地側端部すなわちコイル
２５と逆並列ダイオード９の接続点は前置増幅器１１を
介して受信系回路１２に接続されている。
２５と逆並列ダイオード９の接続点は前置増幅器１１を
介して受信系回路１２に接続されている。
また、第６図は、第３図および第４図に示されたように
送受信コイル４（４Ａ、４Ｂ）に対して直交配置された
コイル５に、５Ｂからなる受信コイル５についての回路
構成を示すものである。
送受信コイル４（４Ａ、４Ｂ）に対して直交配置された
コイル５に、５Ｂからなる受信コイル５についての回路
構成を示すものである。
第６図において、受信コイル５と、互いに逆並列接続さ
れた一対のダイオードからなる逆並列ダイオードＢと、
可変コンデンサからなる同調コ・ンデンサ１４とで一端
が接地された並列回路を構成している。この並列回路の
非接地側端部は前置増幅器１５を介して受信系回路１２
に接続されている。
れた一対のダイオードからなる逆並列ダイオードＢと、
可変コンデンサからなる同調コ・ンデンサ１４とで一端
が接地された並列回路を構成している。この並列回路の
非接地側端部は前置増幅器１５を介して受信系回路１２
に接続されている。
次にこのような構成における作用について説明する。
まず、被検体Ｐの腹部の断層像を得る場合について説明
する。この場合、断層像を特徴とする特定原子核を例え
ば１Ｈとする。
する。この場合、断層像を特徴とする特定原子核を例え
ば１Ｈとする。
送信系回路８よシ特定原子核１Ｈスピン系を゛励起する
ための晶周波ノ４ルス電圧が遊動ダイオード７を介して
送受信コイル４部に印加される。
ための晶周波ノ４ルス電圧が遊動ダイオード７を介して
送受信コイル４部に印加される。
このとき、逆並列ダイオード７．９は送信高周波ノ４ル
スは大振幅であるので低インピーダンス状態であるため
コイル２５の一端は接地された状態となシ、同調コンデ
ンサ６と送受信コイル４の直列回路からなるタンク回路
とコイル２５とは並列に接続されたことになる。上記タ
ンク回路は入力高周波パルスの周波数に同調されている
ため低インピーダンスとなっておシ、コイル２５のイン
ピーダンスよシもずっと低いインピーダンスであるので
、高周波電流はほとんどがタンク回路を流れ、送受信コ
イル４からスピン系を励起する高周波磁場が生成される
。
スは大振幅であるので低インピーダンス状態であるため
コイル２５の一端は接地された状態となシ、同調コンデ
ンサ６と送受信コイル４の直列回路からなるタンク回路
とコイル２５とは並列に接続されたことになる。上記タ
ンク回路は入力高周波パルスの周波数に同調されている
ため低インピーダンスとなっておシ、コイル２５のイン
ピーダンスよシもずっと低いインピーダンスであるので
、高周波電流はほとんどがタンク回路を流れ、送受信コ
イル４からスピン系を励起する高周波磁場が生成される
。
こうして励起されたスピン系のＮＭＲ信号を受信する際
には受信信号は微弱であるため逆並列ダイオード７．９
は高インピーダンス状態となシ、コイル２５と同調コン
デンサ１０は同調回路として機能し、送受信コイル４は
受信コイルとして同調コンデンサ６と同調回路を構成す
る。
には受信信号は微弱であるため逆並列ダイオード７．９
は高インピーダンス状態となシ、コイル２５と同調コン
デンサ１０は同調回路として機能し、送受信コイル４は
受信コイルとして同調コンデンサ６と同調回路を構成す
る。
したがって、送受信コイル４で受信検出されたＮＭＲ信
号は上記２つの同調回路を経て前置増幅器１１で増幅さ
れ受信系回路１２に入力される。
号は上記２つの同調回路を経て前置増幅器１１で増幅さ
れ受信系回路１２に入力される。
次に、被検体Ｐの頭部の断層像を得る場合について説明
する。
する。
この場合毘信号のＳ／Ｎ比を良好にするため頭部専用の
受信コイル５を使用するが、スライス部Ｓのスピン系を
励起するためには送受信コイル４を使用する。そこで、
受４８時は送受信コイル４の受信側の同調コンデンサ１
０を調駐して同調回路の同調をずらして受信コイル５と
の電磁的結合を小さくする。このとき、送受信コイル４
すなわち４Ａ、４Ｂと受信コイル５すなわち５に、５Ｂ
とはすでに述べたように機械的に直交配置しているので
相互の電磁的結合は一層小さくなる。上記受信コイル５
は同調コンデンサ１４とともに同調回路を構成しておシ
、受信コイル５で検出されたＮＭＲ佃号信号置増幅器１
５で増幅され受信系回路１２に入力される。
受信コイル５を使用するが、スライス部Ｓのスピン系を
励起するためには送受信コイル４を使用する。そこで、
受４８時は送受信コイル４の受信側の同調コンデンサ１
０を調駐して同調回路の同調をずらして受信コイル５と
の電磁的結合を小さくする。このとき、送受信コイル４
すなわち４Ａ、４Ｂと受信コイル５すなわち５に、５Ｂ
とはすでに述べたように機械的に直交配置しているので
相互の電磁的結合は一層小さくなる。上記受信コイル５
は同調コンデンサ１４とともに同調回路を構成しておシ
、受信コイル５で検出されたＮＭＲ佃号信号置増幅器１
５で増幅され受信系回路１２に入力される。
なお上述の腹部の撮像に際し、受信時に受信コイル５側
の同調コンデンサ１４を調整して同調周波数をずらすよ
うにすれば、送受信コイル４による受信に対し使用して
いない受信コイル５側の回路等の影響が一層生じＫ＜く
なる。
の同調コンデンサ１４を調整して同調周波数をずらすよ
うにすれば、送受信コイル４による受信に対し使用して
いない受信コイル５側の回路等の影響が一層生じＫ＜く
なる。
このようにすれば、腹部、頭部共にそれぞれの大きさに
適した受信コイル４，５を選択的に用いることができ、
Ｓ／′Ｎのよい■信号収集が行なえ高画質の画像情報が
得られる。またこのとき２つの受信コイル４，５（一方
は送受兼用）相互の桜械的配置を直交させ且つ受信に使
用していない側の同調回路を調整して同調をずらせて非
使用側の受信系による受信−系への悪影響が最小となる
ようにしているので一層Ｓ／Ｎ比が良好なｍ信号検出が
行なえる。
適した受信コイル４，５を選択的に用いることができ、
Ｓ／′Ｎのよい■信号収集が行なえ高画質の画像情報が
得られる。またこのとき２つの受信コイル４，５（一方
は送受兼用）相互の桜械的配置を直交させ且つ受信に使
用していない側の同調回路を調整して同調をずらせて非
使用側の受信系による受信−系への悪影響が最小となる
ようにしているので一層Ｓ／Ｎ比が良好なｍ信号検出が
行なえる。
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内で種々変
形して実施することができる。
されることなく、その要旨を変更しない範囲内で種々変
形して実施することができる。
例えば、第７図〜第１２図に本発明の他の実施例の構成
を示す。
を示す。
第７図は腹部の断層像を得るだめの送受信コイルの配置
構成を示すものであシ、共に腹部に対応する大きさの送
信コイル１６に、１６．Ｂおよび受信コイル１７Ａ、１
７Ｂを直交配置して相互間の電磁的結合が最小となるよ
うにしている。
構成を示すものであシ、共に腹部に対応する大きさの送
信コイル１６に、１６．Ｂおよび受信コイル１７Ａ、１
７Ｂを直交配置して相互間の電磁的結合が最小となるよ
うにしている。
第８図は頭部の断層像を得るための送受信コイルの配置
構成を示すものであ）、頭部に対応させた大きさの頭部
専用受信コイル１８Ａ。
構成を示すものであ）、頭部に対応させた大きさの頭部
専用受信コイル１８Ａ。
１８Ｂを第９図に模式的な横断面図を示すように上述し
た腹部用受信コイル１７に、１７Ｂの内側に配置してい
る。このとき、頭部専用受信コイル１８Ａ、１８Ｂは腹
部用受信コイル１７Ａ ５１７Ｂと同様に送信コイル１
６に、１６Ｂ（腹部、頭部に共通使用する）との電磁的
結合を最小にするため機械的に直交配置している。
た腹部用受信コイル１７に、１７Ｂの内側に配置してい
る。このとき、頭部専用受信コイル１８Ａ、１８Ｂは腹
部用受信コイル１７Ａ ５１７Ｂと同様に送信コイル１
６に、１６Ｂ（腹部、頭部に共通使用する）との電磁的
結合を最小にするため機械的に直交配置している。
このような送信コイル１６（１６Ａ、１６Ｂ）受信コイ
ル１７（１７Ａ、１７Ｂ）および１８（７８Ａ、２８Ｂ
）それぞれについての回路構成を第１θ図、第１１図お
よび第１２図に示す。
ル１７（１７Ａ、１７Ｂ）および１８（７８Ａ、２８Ｂ
）それぞれについての回路構成を第１θ図、第１１図お
よび第１２図に示す。
第１０図に示すように、送信コイル１６と同調コンデン
サ１９の直列回路からなる同調回路は一端すなわち、コ
・イル１６側が接地されておイオード（交差ダイオード
）２０を介して高周波パルス電圧が与えられ、送信コイ
ル１６から励起用の高周波パルス磁場が生成される。
サ１９の直列回路からなる同調回路は一端すなわち、コ
・イル１６側が接地されておイオード（交差ダイオード
）２０を介して高周波パルス電圧が与えられ、送信コイ
ル１６から励起用の高周波パルス磁場が生成される。
そして腹部の断層像を得る場合の受信時は、逆並列ダイ
オード２１が高インピーダンスとなシ、これと並列に接
続された腹部用の受信コイル１７と同調コンデンサ２２
の並列回路からなる（一端が接地されている）同調回路
によシ受信コイル１７で帛侃信号が検出され、これが該
同調回路の非接地端から導出され前置増幅器１ノで増幅
されて受信系回路１２に入力される。
オード２１が高インピーダンスとなシ、これと並列に接
続された腹部用の受信コイル１７と同調コンデンサ２２
の並列回路からなる（一端が接地されている）同調回路
によシ受信コイル１７で帛侃信号が検出され、これが該
同調回路の非接地端から導出され前置増幅器１ノで増幅
されて受信系回路１２に入力される。
また頭部の断層像を得る場合の受信時は、逆並列ダイオ
ード２３が高インピーダンスとなシ、これと並列に接続
された頭部専用の受信コイル１８と同調コンデンサ２４
の並列回路からなる（一端が接地されている）同調回路
により受信コイル１８でＮＭＲ信号が検出され、これが
該同調回路の非接地端から導出され前置増幅器１５−で
増幅されて受信系回路１２に入力される。とのとき、受
信コイル１７と１８の電磁的結合を最小とするため頭部
撮像時には腹部用受信コイル１７側の同調回路の同調を
同調コンデンサ２２でずらしておく。
ード２３が高インピーダンスとなシ、これと並列に接続
された頭部専用の受信コイル１８と同調コンデンサ２４
の並列回路からなる（一端が接地されている）同調回路
により受信コイル１８でＮＭＲ信号が検出され、これが
該同調回路の非接地端から導出され前置増幅器１５−で
増幅されて受信系回路１２に入力される。とのとき、受
信コイル１７と１８の電磁的結合を最小とするため頭部
撮像時には腹部用受信コイル１７側の同調回路の同調を
同調コンデンサ２２でずらしておく。
もちろん、腹部撮像時に頭部専用受信コイルＪ ８１ｌ
ｌ）の同調コンデンサ２４で同調をずらしておくように
すれば、一層良好に結果を得ることができる。
ｌ）の同調コンデンサ２４で同調をずらしておくように
すれば、一層良好に結果を得ることができる。
この他、上記同調制御用め同調コンデンサは機械的に制
御するいわゆるバリコンのような可変コンデンサおよび
電気的に制御するいわゆるパリキャップのような可変コ
ンデンサのいずれでもよく、この同調コンデンサの調整
も手動操作で行なっても部位選択またはコイル選択操作
に連動させて自動的に行なわせるようにしてもよい。
御するいわゆるバリコンのような可変コンデンサおよび
電気的に制御するいわゆるパリキャップのような可変コ
ンデンサのいずれでもよく、この同調コンデンサの調整
も手動操作で行なっても部位選択またはコイル選択操作
に連動させて自動的に行なわせるようにしてもよい。
また、上述では特に具体的には説明しなかったが、受信
コイルの選択は上記同調回路の同調周波数制御による選
択によりても可能であるが、前置権幅器の前段または前
置増幅器と受信系回路の間で信号系を切換え選択するよ
うにしたシ、受信系回路内で行なうようにしたシすれば
よい。
コイルの選択は上記同調回路の同調周波数制御による選
択によりても可能であるが、前置権幅器の前段または前
置増幅器と受信系回路の間で信号系を切換え選択するよ
うにしたシ、受信系回路内で行なうようにしたシすれば
よい。
さらに、診断用以外の目的、用途に使用される間映像装
置についても上述と同様に実施することができる。
置についても上述と同様に実施することができる。
本発明によれば、例えば人体の各部位（頭部、腹部等）
のごとく測定対象部位の犬５きさが複数種に変化しても
、各部位にわたって良好なＳハで罵信号を得ることがで
き、高い画質の間両像情報を得ることの可能なＮＭＲ映
像装置を提供することができる。
のごとく測定対象部位の犬５きさが複数種に変化しても
、各部位にわたって良好なＳハで罵信号を得ることがで
き、高い画質の間両像情報を得ることの可能なＮＭＲ映
像装置を提供することができる。
第１図および第２図は従来の診断用ＮＭＲ−ＣＴ架装置
おける原理構成を説明するための模式図、第３図および
第４図は本発明の一実施例における送受信コイルの配置
構成を説明するための模式図、第５図および第６図は同
実施例における送受信部の回路構成を示す模式的回路図
、第７図〜第１２図は本発明の他の実施例を説明するだ
めの図である。 ４（（Ａ、４Ｂ、）・・・送受信コイル、５（５１’、
。 ５Ｂ）、１７（２７Ａ、１７Ｂ）、１８（１８ｋ。 １８Ｂ）・・・受信コイル、６．１０カ１４゜１９．２
２．２４・・・同調コンデンサ、７＃９ｐ１３．２０．
２’ｌ、２３・・・逆並列ダイオード、８・・・送信系
回路、１１・・・前置増幅器、１２・・・受信系回路、
１６（１６に、１６Ｂ）・・・送信コイル、２５・・・
コイル。２ 出願人代理人 弁理士 鈴 江 武 彦第１図 Ａ 第３図 第５図 第６図 第７図 第８図 第９図 ６８ 第１０図 第１１図 第１２図
おける原理構成を説明するための模式図、第３図および
第４図は本発明の一実施例における送受信コイルの配置
構成を説明するための模式図、第５図および第６図は同
実施例における送受信部の回路構成を示す模式的回路図
、第７図〜第１２図は本発明の他の実施例を説明するだ
めの図である。 ４（（Ａ、４Ｂ、）・・・送受信コイル、５（５１’、
。 ５Ｂ）、１７（２７Ａ、１７Ｂ）、１８（１８ｋ。 １８Ｂ）・・・受信コイル、６．１０カ１４゜１９．２
２．２４・・・同調コンデンサ、７＃９ｐ１３．２０．
２’ｌ、２３・・・逆並列ダイオード、８・・・送信系
回路、１１・・・前置増幅器、１２・・・受信系回路、
１６（１６に、１６Ｂ）・・・送信コイル、２５・・・
コイル。２ 出願人代理人 弁理士 鈴 江 武 彦第１図 Ａ 第３図 第５図 第６図 第７図 第８図 第９図 ６８ 第１０図 第１１図 第１２図
Claims (5)
- （１）核磁気共鳴信号の検出によシ被検体の特定断面上
における特定原子核スピン密度の多方向についての投影
情報を得、これら投影情報を用いた画像再構瑯処理によ
シ当該断面における上記特定原子核スピンの密度分布に
基づく画像情報を得る核磁気共鳴映像装置において、送
・受信コイルからなシ核磁気共鳴を励起する信号の印加
および核磁気共鳴信号の検出を行なうプローブヘッドの
上記受信コイルを互いに大きさの異なる複数のコイルで
構成するとともにこれら複数のコイルのいずれかを受信
コイルとして選択的に有効とする手段を備え、測定対象
部位の大きさに応じて上記複数の受信コイルを選択使用
することを特徴とする核磁気共鳴映像装置。 - （２） プローブへラドは送信コイルと受信コイルと
を各独立に設けたことを特徴とする特許請求の範囲第１
項記載の核磁気共鳴映像装置。 - （３） プローブヘッドは少なくとも一つの受信コイ
ルを送信コイルとして兼用することを特徴とする特許請
求の範囲第１項記載の核磁気共鳴映像装置。 - （４） プローブヘッドは送信コイルと他の受信コイ
ルとを直交配置したことを特徴とする特許請求の範囲第
２項または第３項に記載の核磁気共鳴映像装置。 - （５）核磁気共鳴信号の検出によシ被検体の特定断面上
における特定原子核スピン密度の多方向についての投影
情報を得、これら投影情報を用いた画像再構成処理によ
シ当該断面における上記特定原子核スピンの密度分布に
基づく画像情報を得る核磁気共鳴映像装置において、送
・受信コイルからなシ核磁気共鳴を励起する信号の印加
および核磁気共鳴信号の検出を行なうプローブヘッドの
上記受信コイルを互いに大きさの異なる複数のコイルで
構成するとともＫこれら複数のコイルのいずれかを受信
コイルとじて選択的に有効とする手段を備え、さらに核
磁気共鳴信号の同調受信のために上記複数の受信コイル
とと、もＫそれぞれ同調回路を構成する回路に同調周波
数可変手段を各別に設け、非使用受信コイルの同調周波
数を核磁気共鳴周波数と異ならせることを特徴とする核
磁気共鳴映像装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58030350A JPS59156332A (ja) | 1983-02-25 | 1983-02-25 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58030350A JPS59156332A (ja) | 1983-02-25 | 1983-02-25 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3303877A Division JP2531879B2 (ja) | 1991-10-24 | 1991-10-24 | 磁気共鳴イメ―ジング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59156332A true JPS59156332A (ja) | 1984-09-05 |
| JPH0263010B2 JPH0263010B2 (ja) | 1990-12-27 |
Family
ID=12301395
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58030350A Granted JPS59156332A (ja) | 1983-02-25 | 1983-02-25 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS59156332A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60209153A (ja) * | 1984-01-20 | 1985-10-21 | インストルメンタリウム・オサケイ−テイエ− | 核磁気共鳴コイル装置 |
| JPS61115510U (ja) * | 1984-12-28 | 1986-07-21 | ||
| JPS63154170A (ja) * | 1986-12-19 | 1988-06-27 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
| JPH025930A (ja) * | 1988-01-19 | 1990-01-10 | Univ California | 異なる大きさの一部重なった視野を有するｒｆ−ｍｒｉ受信コイルアレイ |
-
1983
- 1983-02-25 JP JP58030350A patent/JPS59156332A/ja active Granted
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| MRI IMAGING=1981 * |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60209153A (ja) * | 1984-01-20 | 1985-10-21 | インストルメンタリウム・オサケイ−テイエ− | 核磁気共鳴コイル装置 |
| JPH0616759B2 (ja) * | 1984-01-20 | 1994-03-09 | インストルメンタリウム・オサケイ−テイエ− | 核磁気共鳴コイル装置 |
| JPS61115510U (ja) * | 1984-12-28 | 1986-07-21 | ||
| JPS63154170A (ja) * | 1986-12-19 | 1988-06-27 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
| JPH025930A (ja) * | 1988-01-19 | 1990-01-10 | Univ California | 異なる大きさの一部重なった視野を有するｒｆ−ｍｒｉ受信コイルアレイ |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0263010B2 (ja) | 1990-12-27 |
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