JPH0243494B2 - - Google Patents
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- Publication number
- JPH0243494B2 JPH0243494B2 JP57233506A JP23350682A JPH0243494B2 JP H0243494 B2 JPH0243494 B2 JP H0243494B2 JP 57233506 A JP57233506 A JP 57233506A JP 23350682 A JP23350682 A JP 23350682A JP H0243494 B2 JPH0243494 B2 JP H0243494B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- control voltage
- tuning
- magnetic resonance
- value
- reception
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
- G01R33/3628—Tuning/matching of the transmit/receive coil
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
［発明の技術分野］
本発明は、磁気共鳴（以下「MR」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磁気共鳴イメージン
グ装置に関するものである。
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磁気共鳴イメージン
グ装置に関するものである。
［発明の技術的背景］
この種の磁気共鳴イメージング装置において、
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（クオリテイ フ
アクタ）の非常に大きな共振回路を必要とする。
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（クオリテイ フ
アクタ）の非常に大きな共振回路を必要とする。
このため上記共振回路の共振特性は鋭くなる。
従つて、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。
従つて、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。
［発明の目的］
本発明の目的とするところは、MR信号収集に
際し自動的に検出部の同調をとることを可能とす
る磁気共鳴イメージング装置を提供することにあ
る。
際し自動的に検出部の同調をとることを可能とす
る磁気共鳴イメージング装置を提供することにあ
る。
［発明の概要］
本発明は受信コイルと共に共振回路を構成する
ものであつて、制御電圧値に応じて静電容量値が
設定される可変容量要素を含む受信同調手段を持
ち、チユーニングに際し、送信系のみを起動し、
そのときの磁気共鳴信号のピーク値が最大のとき
の前記制御電圧値を固定化するものである。
ものであつて、制御電圧値に応じて静電容量値が
設定される可変容量要素を含む受信同調手段を持
ち、チユーニングに際し、送信系のみを起動し、
そのときの磁気共鳴信号のピーク値が最大のとき
の前記制御電圧値を固定化するものである。
［発明の実施例］
第１図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。
第１図において、１は送信コイルからなる送信
プローブヘツド、２は受信コイルからなる受信プ
ローブヘツドであり、これら送受信プローブヘツ
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ツドを構成している。
プローブヘツド、２は受信コイルからなる受信プ
ローブヘツドであり、これら送受信プローブヘツ
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ツドを構成している。
尚、図示していないが、静磁場磁石や傾斜磁場
コイルが備わつており、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、プローブヘツド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
なつている。
コイルが備わつており、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、プローブヘツド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
なつている。
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
種の磁気共鳴イメージング装置には一般に備つて
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ツド１を介して電磁波として
被検体に印加する。
ように、医用診断用の磁気共鳴装置つまり、この
種の磁気共鳴イメージング装置には一般に備つて
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ツド１を介して電磁波として
被検体に印加する。
また、傾斜磁場コイル及びプローブヘツド１，
２は、パルスシーケンスと称されるイメージング
手順に従つて駆動される。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ツ
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，１０Ｂで各別に増幅し、各々ローパスフ
イルタ１１Ａ，１１Ｂを介してＡ／Ｄ（アナログ
−デイジタル）変換器１２Ａ，１２Ｂでデイジタ
ル化し計算機１３に入力している。計算機１３内
では上記デイジタル化された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（デイジタル−アナログ）変換器１
４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。
２は、パルスシーケンスと称されるイメージング
手順に従つて駆動される。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ツ
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，１０Ｂで各別に増幅し、各々ローパスフ
イルタ１１Ａ，１１Ｂを介してＡ／Ｄ（アナログ
−デイジタル）変換器１２Ａ，１２Ｂでデイジタ
ル化し計算機１３に入力している。計算機１３内
では上記デイジタル化された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（デイジタル−アナログ）変換器１
４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。
第２図は上述の構成における受信同調部５およ
びその周辺の部分を詳細に示すものである。
びその周辺の部分を詳細に示すものである。
第２図において、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ツド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の静電容量は可変容量
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
回路は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
直流的にしや断される。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５
１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。
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ツド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の静電容量は可変容量
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
回路は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
直流的にしや断される。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５
１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。
まず、被検体を送受信プローブヘツド１，２内
においた状態で、所定のチユ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、第４図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
ツド１（コイル）に印加し、受信プローブヘツド
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は第４図ｃのように当初は最小
値V0に設定しておく。受信プローブヘツド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１２
Ａ，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第４図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＋ΔV）、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、…、Vo＝Vo-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、
…、Poとする。
においた状態で、所定のチユ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、第４図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
ツド１（コイル）に印加し、受信プローブヘツド
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は第４図ｃのように当初は最小
値V0に設定しておく。受信プローブヘツド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１２
Ａ，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第４図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＋ΔV）、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、…、Vo＝Vo-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、
…、Poとする。
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増加する。制御
電圧vc＝Vnを印加して、エコー信号のピーク値
Pnを得た時、この値を１つ前のピーク値Pn-1と
比較し、Pn＞Pn-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、Pk＜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
ーチヤートを第５図に示す。
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増加する。制御
電圧vc＝Vnを印加して、エコー信号のピーク値
Pnを得た時、この値を１つ前のピーク値Pn-1と
比較し、Pn＞Pn-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、Pk＜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
ーチヤートを第５図に示す。
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vc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つて以上の操作
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、チユーニングの
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。
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vc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つて以上の操作
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、チユーニングの
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。
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。
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。
例えば、第２図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
ように第２図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。
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
ように第２図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。
また、上述の実施例では第１図に示したような
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。
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。
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、第３図に示すように、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
ローブヘツド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。
第３図において、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、１８は同調
用可変コンデンサ、１９は補助コイルである。
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、第３図に示すように、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
ローブヘツド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。
第３図において、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、１８は同調
用可変コンデンサ、１９は補助コイルである。
［発明の効果］
本発明によればMR信号収集に際し自動的に検
出部の同調をと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ができる。
出部の同調をと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ができる。
第１図は本発明の実施例の全体の構成を示すブ
ロツク図、第２図は同実施例の要部構成を示す回
路構成図、第３図は本発明の他の実施例の要部構
成を示す回路構成図、第４図は本発明の上記一実
施例の作用を説明するための同調制御のタイミン
グチヤート、第５図は同調制御のフローチヤート
である。 １……送信プローブヘツド、２……受信プロー
ブヘツド、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……90゜移相
器、１０Ａ，１０Ｂ……増幅器、１１Ａ，１１Ｂ
……ローパスフイルタ、１２Ａ，１２Ｂ……Ａ／
Ｄ変換器、１３……計算機、１４……Ｄ／Ａ変換
器、１５……送受信プローブヘツド、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、５４……抵抗。
ロツク図、第２図は同実施例の要部構成を示す回
路構成図、第３図は本発明の他の実施例の要部構
成を示す回路構成図、第４図は本発明の上記一実
施例の作用を説明するための同調制御のタイミン
グチヤート、第５図は同調制御のフローチヤート
である。 １……送信プローブヘツド、２……受信プロー
ブヘツド、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……90゜移相
器、１０Ａ，１０Ｂ……増幅器、１１Ａ，１１Ｂ
……ローパスフイルタ、１２Ａ，１２Ｂ……Ａ／
Ｄ変換器、１３……計算機、１４……Ｄ／Ａ変換
器、１５……送受信プローブヘツド、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、５４……抵抗。
Claims (1)
- １ 磁気共鳴現象が生じている被検体より誘起さ
れる磁気共鳴信号を用いて前記被検体中の特定原
子核のスピン密度及び緩和時定数の少なくとも一
方が反映された画像をイメージングする磁気共鳴
イメージング装置において、前記磁気共鳴信号を
受信する受信コイルと、この受信コイルと共に共
振回路を形成するものであつて外部から与えられ
る制御電圧値に応じてその静電容量値が設定され
る可変容量要素を含む受信同調手段と、前記受信
コイル及び前記受信同調手段を介して得られる磁
気共鳴信号を直交位相検波する直交位相検波手段
と、撮影パルスシーケンスの実行に先立つてチユ
ーニングのため前記被検体に対して高周波励起パ
ルスを送信する送信系のみを動作させるチユーニ
ングパルスシーケンスを実行するシーケンス実行
手段と、このシーケンス実行手段を起動し前記チ
ユーニングパルスシーケンスを実行したとき前記
直交位相検波手段の出力に対してフーリエ変換処
理を施すことにより前記磁気共鳴信号のピーク値
を得る信号処理手段と、予め定めた初期値V0か
ら始り経時的に増加分ΔVを加えた電圧Ｖ←V0＋
ΔVを前記受信同調手段に対し制御電圧として与
える制御電圧発生手段と、前記受信同調手段に対
し一つの制御電圧Ｖが与えられている下で前記チ
ユーニングパルスシーケンスを一回実行する毎に
得られる前記ピーク値を記憶する記憶手段と、前
記チユーニングパルスシーケンスを前記制御電圧
Ｖを変えながら繰返して実行し前記ピーク値の最
大値を前記記憶手段に記憶されている各ピーク値
に基づいて判定し該判定のときの前記制御電圧値
Ｖを固定化する制御手段とを具備したことを特徴
とする磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57233506A JPS59122937A (ja) | 1982-12-28 | 1982-12-28 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| DE8383113150T DE3374813D1 (en) | 1982-12-28 | 1983-12-27 | Nuclear magnetic resonance diagnostic apparatus |
| US06/565,539 US4602213A (en) | 1982-12-28 | 1983-12-27 | Automatic tuning circuit for nuclear magnetic resonance apparatus |
| EP83113150A EP0114405B1 (en) | 1982-12-28 | 1983-12-27 | Nuclear magnetic resonance diagnostic apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57233506A JPS59122937A (ja) | 1982-12-28 | 1982-12-28 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3187590A Division JPH0710254B2 (ja) | 1991-07-26 | 1991-07-26 | Ｍｒｉ装置の制御装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59122937A JPS59122937A (ja) | 1984-07-16 |
| JPH0243494B2 true JPH0243494B2 (ja) | 1990-09-28 |
Family
ID=16956091
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57233506A Granted JPS59122937A (ja) | 1982-12-28 | 1982-12-28 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS59122937A (ja) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0741031B2 (ja) * | 1985-03-27 | 1995-05-10 | 株式会社日立製作所 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
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| US7423496B2 (en) * | 2005-11-09 | 2008-09-09 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Resonator with adjustable capacitance for medical device |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5945097B2 (ja) * | 1977-02-08 | 1984-11-02 | 日本電子株式会社 | 核磁気共鳴装置の高周波回路 |
-
1982
- 1982-12-28 JP JP57233506A patent/JPS59122937A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS59122937A (ja) | 1984-07-16 |
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