JP2531879B2 - 磁気共鳴イメ―ジング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメ―ジング装置Info
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- JP2531879B2 JP2531879B2 JP3303877A JP30387791A JP2531879B2 JP 2531879 B2 JP2531879 B2 JP 2531879B2 JP 3303877 A JP3303877 A JP 3303877A JP 30387791 A JP30387791 A JP 30387791A JP 2531879 B2 JP2531879 B2 JP 2531879B2
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Description
［発明の目的］
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴（ＭＲ：ｍａ
ｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ〜以下「ＭＲ」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：ｃｏｍｐｕｔｅｄｔｏｍｏｇｒａｐ
ｈｙ）によりＣＴ像として画像化する磁気共鳴イメージ
ング装置に関するものである。
ｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ〜以下「ＭＲ」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：ｃｏｍｐｕｔｅｄｔｏｍｏｇｒａｐ
ｈｙ）によりＣＴ像として画像化する磁気共鳴イメージ
ング装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】この種の磁気共鳴イメージング装置で
は、被検体の特定位置における断層像を得るために、図
１に示すように被検体Ｐに対して図示ｚ軸方向に沿う非
常に均一な静磁場Ｈ0 を作用させ、さらに一対の傾斜磁
場コイル１Ａ，１Ｂにより上記静磁場Ｈ0 に線形磁場勾
配Ｇz を付加する。静磁場Ｈ0 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。
は、被検体の特定位置における断層像を得るために、図
１に示すように被検体Ｐに対して図示ｚ軸方向に沿う非
常に均一な静磁場Ｈ0 を作用させ、さらに一対の傾斜磁
場コイル１Ａ，１Ｂにより上記静磁場Ｈ0 に線形磁場勾
配Ｇz を付加する。静磁場Ｈ0 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。
【０００３】 ω0 ＝γＨ0 ……（１） この（１）式においてγは磁気回転比であり、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，２Ｂを介して被検体Ｐに作用させる。こ
のようにすると、上記線形磁場勾配Ｇz によりｚ軸方向
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ＭＲ現象が生ずる。このＭＲ現象は一対の受信コイル
３Ａ，３Ｂを介して自由誘導減衰（ＦＩＤ：ｆｒｅｅ
ｉｎｄｕｃｔｉｏｎ ｄｅｃａｙ）信号（以下「ＦＩＤ
信号」と称する）として観測され、この信号をフーリエ
変換することにより、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像
として得るためには、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。そのため、スラ
イス部分Ｓを励起してＭＲ現象を生じさせた後、図２に
示すように磁場Ｈ0 にｘ′軸方向（ｘ軸より角度θ回転
した座標系）に直線的な傾斜を持つ線形磁場勾配Ｇxyを
（図示していないコイル等により）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
り、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）式であらわされる。ここで説明の便宜上等
磁場線ＥをＥ1 〜Ｅn とし、これら各等磁場線Ｅ1 〜Ｅ
n 上の磁場により一種のＦＩＤ信号である信号Ｄ1 〜Ｄ
n 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、実際に観測されるＦＩＤ信号は信号Ｄ1 〜Ｄn を全
て加え合わせた合成ＦＩＤ信号となる。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′軸の投影情報（１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Ｇxyの回転は例えば２対の傾斜磁場コイルによるｘ，
ｙ方向についての磁場勾配Ｇx ，Ｇy の合成比を変化さ
せることによって行なう）ることにより、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，２Ｂを介して被検体Ｐに作用させる。こ
のようにすると、上記線形磁場勾配Ｇz によりｚ軸方向
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ＭＲ現象が生ずる。このＭＲ現象は一対の受信コイル
３Ａ，３Ｂを介して自由誘導減衰（ＦＩＤ：ｆｒｅｅ
ｉｎｄｕｃｔｉｏｎ ｄｅｃａｙ）信号（以下「ＦＩＤ
信号」と称する）として観測され、この信号をフーリエ
変換することにより、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像
として得るためには、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。そのため、スラ
イス部分Ｓを励起してＭＲ現象を生じさせた後、図２に
示すように磁場Ｈ0 にｘ′軸方向（ｘ軸より角度θ回転
した座標系）に直線的な傾斜を持つ線形磁場勾配Ｇxyを
（図示していないコイル等により）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
り、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）式であらわされる。ここで説明の便宜上等
磁場線ＥをＥ1 〜Ｅn とし、これら各等磁場線Ｅ1 〜Ｅ
n 上の磁場により一種のＦＩＤ信号である信号Ｄ1 〜Ｄ
n 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、実際に観測されるＦＩＤ信号は信号Ｄ1 〜Ｄn を全
て加え合わせた合成ＦＩＤ信号となる。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′軸の投影情報（１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Ｇxyの回転は例えば２対の傾斜磁場コイルによるｘ，
ｙ方向についての磁場勾配Ｇx ，Ｇy の合成比を変化さ
せることによって行なう）ることにより、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。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】ところで、この種の磁
気共鳴イメージング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信号のＳ／Ｎ（信号
対雑音比）は被検体Ｐのスライス部位Ｓの受信コイル３
Ａ，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、従来の診断用磁気共鳴イメージン
グ装置においては上述のように受信コイル３Ａ，３Ｂの
一対しか使用しておらず、このため例えばスライス部位
Ｓが人体の頭部であるか腹部であるかによって検出ＦＩ
Ｄ信号のＳ／Ｎが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りも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。
気共鳴イメージング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信号のＳ／Ｎ（信号
対雑音比）は被検体Ｐのスライス部位Ｓの受信コイル３
Ａ，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、従来の診断用磁気共鳴イメージン
グ装置においては上述のように受信コイル３Ａ，３Ｂの
一対しか使用しておらず、このため例えばスライス部位
Ｓが人体の頭部であるか腹部であるかによって検出ＦＩ
Ｄ信号のＳ／Ｎが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りも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。
【０００５】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
とする磁気共鳴イメージング装置を提供することにあ
る。
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
とする磁気共鳴イメージング装置を提供することにあ
る。
【０００６】［発明の構成］
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記課題を解決するた
め、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、被検体
に高周波パルスを印加し、該被検体から発生する磁気共
鳴信号に基づいて画像情報を得る磁気共鳴イメージング
装置において、前記高周波パルスの印加及び前記磁気共
鳴信号の検出を行う送受信コイルと、被検体の撮影対象
部位近傍に配置され前記磁気共鳴信号の検出を行う受信
コイルと、前記送受信コイルに接続され受信系回路を含
む第１の受信手段と、前記送受信コイルに接続され送信
系回路を含む送信手段と、前記受信コイルに接続され受
信系回路を含む第２の受信手段と、前記第２の受信手段
による磁気共鳴信号収集時には前記第１の受信手段の同
調を外すよう制御する制御手段とを備えるものである。
め、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、被検体
に高周波パルスを印加し、該被検体から発生する磁気共
鳴信号に基づいて画像情報を得る磁気共鳴イメージング
装置において、前記高周波パルスの印加及び前記磁気共
鳴信号の検出を行う送受信コイルと、被検体の撮影対象
部位近傍に配置され前記磁気共鳴信号の検出を行う受信
コイルと、前記送受信コイルに接続され受信系回路を含
む第１の受信手段と、前記送受信コイルに接続され送信
系回路を含む送信手段と、前記受信コイルに接続され受
信系回路を含む第２の受信手段と、前記第２の受信手段
による磁気共鳴信号収集時には前記第１の受信手段の同
調を外すよう制御する制御手段とを備えるものである。
【０００８】
【作用】第２の受信手段による磁気共鳴信号収集時には
第１の受信手段の同調を外すよう制御するので、種々の
撮影方法においても常に良好な画質を得ることができ
る。
第１の受信手段の同調を外すよう制御するので、種々の
撮影方法においても常に良好な画質を得ることができ
る。
【０００９】
【実施例】まず、本発明の第１の実施例についてその原
理を説明する。
理を説明する。
【００１０】図３は人体である被検体Ｐの腹部の断層像
を得るための構成例を示すためのものである。一対の送
受信コイル４Ａ，４Ｂ内に被検体Ｐが設定されている。
この送受信コイル４Ａ，４Ｂは腹部の大きさにほぼ対応
する大きさを有している。腹部の撮像を行なう場合、送
受信コイル４Ａ，４Ｂは送受兼用であるため、別途に受
信コイルを設ける必要がない。
を得るための構成例を示すためのものである。一対の送
受信コイル４Ａ，４Ｂ内に被検体Ｐが設定されている。
この送受信コイル４Ａ，４Ｂは腹部の大きさにほぼ対応
する大きさを有している。腹部の撮像を行なう場合、送
受信コイル４Ａ，４Ｂは送受兼用であるため、別途に受
信コイルを設ける必要がない。
【００１１】図４は被検体Ｐの頭部の断層像を得るため
の構成例を示している。一対の送信コイル４Ａ′，４
Ｂ′および一対の受信コイル５Ａ，５Ｂの内部に被検体
Ｐの頭部が設定されている。送信コイル４Ａ′，４Ｂ′
は頭部に対応する大きさ以上であればよいので、上記送
受信コイル４Ａ，４Ｂを用いることができ、該送受信コ
イルを送信のみに用いればよい。受信コイル５Ａ，５Ｂ
は被検体Ｐの頭部の大きさにほぼ対応した大きさを有し
ている。
の構成例を示している。一対の送信コイル４Ａ′，４
Ｂ′および一対の受信コイル５Ａ，５Ｂの内部に被検体
Ｐの頭部が設定されている。送信コイル４Ａ′，４Ｂ′
は頭部に対応する大きさ以上であればよいので、上記送
受信コイル４Ａ，４Ｂを用いることができ、該送受信コ
イルを送信のみに用いればよい。受信コイル５Ａ，５Ｂ
は被検体Ｐの頭部の大きさにほぼ対応した大きさを有し
ている。
【００１２】図４に示すように、送受信コイル４Ａ，４
Ｂと受信コイル５Ａ，５Ｂとを配置してプローブヘッド
を構成する。ここで、図示のように送信用の送受信コイ
ル４Ａ，４Ｂと受信コイル５Ａ，５Ｂとを機械的に直交
配置すると、相互の電磁的結合を最小とすることができ
る。測定対象部位が腹部のときは送受信コイル４Ａ，４
Ｂを送受信双方に用いる。測定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５
Ａ，５Ｂを受信に用いる。このように制御すれば、頭
部、腹部のいずれをもＳ／Ｎよく撮像できる。これが第
１の実施例の原理である。
Ｂと受信コイル５Ａ，５Ｂとを配置してプローブヘッド
を構成する。ここで、図示のように送信用の送受信コイ
ル４Ａ，４Ｂと受信コイル５Ａ，５Ｂとを機械的に直交
配置すると、相互の電磁的結合を最小とすることができ
る。測定対象部位が腹部のときは送受信コイル４Ａ，４
Ｂを送受信双方に用いる。測定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５
Ａ，５Ｂを受信に用いる。このように制御すれば、頭
部、腹部のいずれをもＳ／Ｎよく撮像できる。これが第
１の実施例の原理である。
【００１３】このような原理に基づく本発明の第１の実
施例の詳細な回路構成を図５および図６に示す。この場
合送受信コイル４および受信コイル５は、図４に示すよ
うに配置された２対のコイル４Ａ，４Ｂおよび５Ａ，５
Ｂをそれぞれ示すものとする（各対のコイル４Ａと４
Ｂ、あるいは５Ａと５Ｂは直列または並列接続されてい
て、電子回路的には単一のコイルと同等に機能する）。
施例の詳細な回路構成を図５および図６に示す。この場
合送受信コイル４および受信コイル５は、図４に示すよ
うに配置された２対のコイル４Ａ，４Ｂおよび５Ａ，５
Ｂをそれぞれ示すものとする（各対のコイル４Ａと４
Ｂ、あるいは５Ａと５Ｂは直列または並列接続されてい
て、電子回路的には単一のコイルと同等に機能する）。
【００１４】図５は、図３および図４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すものである。図５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同調コン
デンサ６が接続されている。これら送受信コイル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、同調コンデンサ
６と逆並列ダイオード７の接続点はコイル２５とやはり
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り、逆並列ダ
イオード９には可変コンデ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。
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すものである。図５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同調コン
デンサ６が接続されている。これら送受信コイル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、同調コンデンサ
６と逆並列ダイオード７の接続点はコイル２５とやはり
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り、逆並列ダ
イオード９には可変コンデ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。
【００１５】また、図６は、図３および図４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５Ａ，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。
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５Ａ，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。
【００１６】図６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１３と、可変コンデンサからなる同調コンデンサ１
４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。
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１３と、可変コンデンサからなる同調コンデンサ１
４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。
【００１７】次に、このような構成における作用につい
て説明する。
て説明する。
【００１８】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、断層像を得ようとする特
定原子核を例えば 1Ｈとする。送信系回路８より特定原
子核1Ｈスピン系を励起するための高周波パルス電圧が
逆並列ダイオード７を介して送受信コイル部４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
パ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り、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り、コイル２５の
インピーダンスより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。
について説明する。この場合、断層像を得ようとする特
定原子核を例えば 1Ｈとする。送信系回路８より特定原
子核1Ｈスピン系を励起するための高周波パルス電圧が
逆並列ダイオード７を介して送受信コイル部４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
パ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り、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り、コイル２５の
インピーダンスより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。
【００１９】こうして励起されたスピン系のＭＲ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り、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ＭＲ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。
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り、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ＭＲ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。
【００２０】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。
について説明する。
【００２１】この場合ＭＲ信号のＳ／Ｎ比を良好にする
ため頭部専用の受信コイル４を使用する。そこで、受信
時は送受信コイル４の受信側の同調コンデンサ１０を調
整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５Ａ，５Ｂとはす
でに述べたように機械的に直交配置されているので相互
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り、受
信コイル５で検出されたＭＲ信号は前置増幅器１５で増
幅された受信系回路１２に入力される。
ため頭部専用の受信コイル４を使用する。そこで、受信
時は送受信コイル４の受信側の同調コンデンサ１０を調
整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５Ａ，５Ｂとはす
でに述べたように機械的に直交配置されているので相互
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り、受
信コイル５で検出されたＭＲ信号は前置増幅器１５で増
幅された受信系回路１２に入力される。
【００２２】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
層生じにくくなる。
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
層生じにくくなる。
【００２３】このようにすれば、腹部、頭部ともにそれ
ぞれ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ＭＲ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）相互の機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
Ｒ信号検出が行なえる。
ぞれ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ＭＲ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）相互の機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
Ｒ信号検出が行なえる。
【００２４】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はなく、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。
例にのみ限定されることはなく、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。
【００２５】以下、本発明の第２の実施例について説明
する。
する。
【００２６】図７〜図１２は本発明の第２の実施例の構
成の例を示したものである。第２の実施例における磁気
共鳴イメージング装置は、一対の送信コイル１６Ａ，１
６Ｂ、複数対の受信コイル１７Ａ，１７Ｂおよび１８
Ａ，１８Ｂを備えている。受信コイル１７Ａ，１７Ｂは
腹部用に用いられるものであり、受信コイル１８Ａ，１
８Ｂは頭部用に用いられるものである。
成の例を示したものである。第２の実施例における磁気
共鳴イメージング装置は、一対の送信コイル１６Ａ，１
６Ｂ、複数対の受信コイル１７Ａ，１７Ｂおよび１８
Ａ，１８Ｂを備えている。受信コイル１７Ａ，１７Ｂは
腹部用に用いられるものであり、受信コイル１８Ａ，１
８Ｂは頭部用に用いられるものである。
【００２７】上述の構成において、高周波パルス送信時
には送信コイル１６Ａ，１６Ｂのみを用いる。被検体Ｐ
の腹部の断層像を撮像するときは受信コイル１７Ａ，１
７Ｂのみを用いる。被検体Ｐの頭部の断層像を撮像する
ときは受信コイル１８Ａ，１８Ｂのみを用いる。このよ
うに制御することにより、頭部、腹部のいずれをもそれ
ぞれに最適の条件で撮像することができる。
には送信コイル１６Ａ，１６Ｂのみを用いる。被検体Ｐ
の腹部の断層像を撮像するときは受信コイル１７Ａ，１
７Ｂのみを用いる。被検体Ｐの頭部の断層像を撮像する
ときは受信コイル１８Ａ，１８Ｂのみを用いる。このよ
うに制御することにより、頭部、腹部のいずれをもそれ
ぞれに最適の条件で撮像することができる。
【００２８】ここで、上記送信コイルおよび受信コイル
は、図７に示すように一対の送信コイル１６Ａ，１６Ｂ
の内側に腹部用受信コイル１７Ａ，１７Ｂを配置し、さ
らに図８に示すように腹部用受信コイル１７Ａ，１７Ｂ
の内側に頭部用受信コイル１８Ａ，１８Ｂを配置するこ
とができる。図９は、図８に示された各コイルの配置例
の横断面図である。このとき、図９に示すように腹部用
受信コイル１７Ａ，１７Ｂおよび頭部用受信コイル１８
Ａ，１８Ｂを送信コイル１６Ａ，１６Ｂに対して機械的
に直交配置すると、送信コイルと各受信コイルとの電磁
的結合を最小にすることができる。
は、図７に示すように一対の送信コイル１６Ａ，１６Ｂ
の内側に腹部用受信コイル１７Ａ，１７Ｂを配置し、さ
らに図８に示すように腹部用受信コイル１７Ａ，１７Ｂ
の内側に頭部用受信コイル１８Ａ，１８Ｂを配置するこ
とができる。図９は、図８に示された各コイルの配置例
の横断面図である。このとき、図９に示すように腹部用
受信コイル１７Ａ，１７Ｂおよび頭部用受信コイル１８
Ａ，１８Ｂを送信コイル１６Ａ，１６Ｂに対して機械的
に直交配置すると、送信コイルと各受信コイルとの電磁
的結合を最小にすることができる。
【００２９】図１０に、送信コイル１６（１６Ａ，１６
Ｂ）に接続される送信手段の回路構成を示す。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側が接地されており、
その非接地端に送信系回路８から逆並列ダイオード（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。
Ｂ）に接続される送信手段の回路構成を示す。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側が接地されており、
その非接地端に送信系回路８から逆並列ダイオード（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。
【００３０】図１１は、受信コイル１７（１７Ａ，１７
Ｂ）に接続される受信手段の回路構成を示す。ここで
は、図６で示されたものと同様の回路構成となってい
る。
Ｂ）に接続される受信手段の回路構成を示す。ここで
は、図６で示されたものと同様の回路構成となってい
る。
【００３１】図１２は、受信コイル１８（１８Ａ，１８
Ｂ）に接続される受信手段の回路構成を示す。ここで
は、図６または図１１で示されたものと同様の回路構成
となっている。
Ｂ）に接続される受信手段の回路構成を示す。ここで
は、図６または図１１で示されたものと同様の回路構成
となっている。
【００３２】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り、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
調回路により受信コイル１７でＭＲ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１１
で増幅されて受信系回路１２に入力される。
列ダイオード２１が高インピーダンスとなり、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
調回路により受信コイル１７でＭＲ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１１
で増幅されて受信系回路１２に入力される。
【００３３】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り、これ
と並列に接続された腹部用の受信コイル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ＭＲ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。この
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１８側の同調コン
デンサ２４で同調をずらしておくようにすれば、一層良
好な結果を得ることができる。
逆並列ダイオード２３が高インピーダンスとなり、これ
と並列に接続された腹部用の受信コイル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ＭＲ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。この
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１８側の同調コン
デンサ２４で同調をずらしておくようにすれば、一層良
好な結果を得ることができる。
【００３４】この他、上記同調制御用の同調コンデンサ
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バリキャップの
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。
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バリキャップの
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。
【００３５】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っても可能であるが、前置増幅器の
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り、受信系回路内で行なうように
したりすればよい。
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っても可能であるが、前置増幅器の
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り、受信系回路内で行なうように
したりすればよい。
【００３６】
【発明の効果】本発明によれば、例えば人体の各部位
（頭部、腹部等）のごとく撮影対象に応じた種々の撮影
形態を取っても、各部位にわたって良好なＳ／ＮでＭＲ
信号を得ることができ、高い画質のＭＲ画像情報を得る
ことが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供すること
ができる。
（頭部、腹部等）のごとく撮影対象に応じた種々の撮影
形態を取っても、各部位にわたって良好なＳ／ＮでＭＲ
信号を得ることができ、高い画質のＭＲ画像情報を得る
ことが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供すること
ができる。
【図１】従来の磁気共鳴イメージング装置の構成を説明
するための模式図である。
するための模式図である。
【図２】従来の磁気共鳴イメージング装置の原理を説明
するための模式図である。
するための模式図である。
【図３】本発明の第１の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である。
配置構成を説明するための模式図である。
【図４】本発明の第１の実施例における送受信コイルお
よび受信コイルの配置構成を説明するための模式図であ
る。
よび受信コイルの配置構成を説明するための模式図であ
る。
【図５】本発明の第１の実施例における送受信部の回路
構成を示す回路図である。
構成を示す回路図である。
【図６】本発明の第１の実施例における受信部の回路構
成を示す回路図である。
成を示す回路図である。
【図７】本発明の第２の実施例における送信コイルおよ
び受信コイルの配置構成を説明するための模式図であ
る。
び受信コイルの配置構成を説明するための模式図であ
る。
【図８】本発明の第２の実施例における送信コイルおよ
び複数の受信コイルの配置構成を説明するための模式図
である。
び複数の受信コイルの配置構成を説明するための模式図
である。
【図９】図８に示したコイルの横断面図である。
【図１０】本発明の第２の実施例における送信部の回路
構成を示す回路図である。
構成を示す回路図である。
【図１１】本発明の第２の実施例における受信部の回路
構成を示す回路図である。
構成を示す回路図である。
【図１２】本発明の第２の実施例における受信部の回路
構成を示す回路図である。
構成を示す回路図である。
４（４Ａ，４Ｂ）…送受信コイル、５（５Ａ，５Ｂ），
１７（１７Ａ，１７Ｂ），１８（１８Ａ，１８Ｂ）…受
信コイル、６，１０，１４，１９，２２，２１，２３…
同調コンデンサ、７，９，１３，２０，２１，２３…逆
並列ダイオード、８…送信系回路、１１…前置増幅回
路、１２…受信系回路、１６（１６Ａ，１６Ｂ）…送信
コイル、２５…コイル
１７（１７Ａ，１７Ｂ），１８（１８Ａ，１８Ｂ）…受
信コイル、６，１０，１４，１９，２２，２１，２３…
同調コンデンサ、７，９，１３，２０，２１，２３…逆
並列ダイオード、８…送信系回路、１１…前置増幅回
路、１２…受信系回路、１６（１６Ａ，１６Ｂ）…送信
コイル、２５…コイル
Claims (1)
- 【請求項１】 被検体に高周波パルスを印加し、該被検
体から発生する磁気共鳴信号に基づいて画像情報を得る
磁気共鳴イメージング装置において、前記高周波パルス
の印加及び前記磁気共鳴信号の検出を行う送受信コイル
と、被検体の撮影対象部位近傍に配置され前記磁気共鳴
信号の検出を行う受信コイルと、前記送受信コイルに接
続され受信系回路を含む第１の受信手段と、前記送受信
コイルに接続され送信系回路を含む送信手段と、前記受
信コイルに接続され受信系回路を含む第２の受信手段
と、前記第２の受信手段による磁気共鳴信号収集時には
前記第１の受信手段の同調を外すよう制御する制御手段
とを備える磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3303877A JP2531879B2 (ja) | 1991-10-24 | 1991-10-24 | 磁気共鳴イメ―ジング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3303877A JP2531879B2 (ja) | 1991-10-24 | 1991-10-24 | 磁気共鳴イメ―ジング装置 |
Related Parent Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58030350A Division 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 |
|---|---|---|---|
| JP6336597A Division JPH07171135A (ja) | 1994-12-26 | 1994-12-26 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0549609A JPH0549609A (ja) | 1993-03-02 |
| JP2531879B2 true JP2531879B2 (ja) | 1996-09-04 |
Family
ID=17926352
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3303877A Expired - Lifetime JP2531879B2 (ja) | 1991-10-24 | 1991-10-24 | 磁気共鳴イメ―ジング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2531879B2 (ja) |
-
1991
- 1991-10-24 JP JP3303877A patent/JP2531879B2/ja not_active Expired - Lifetime
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| ＰｒｏｇｒｅｓｓｉｎＮＭＲＳｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ，Ｖｏｌ．１２，１９７８（米）Ｐ．５０ |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0549609A (ja) | 1993-03-02 |
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