JPH0243495B2 - - Google Patents
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- JPH0243495B2 JPH0243495B2 JP57233515A JP23351582A JPH0243495B2 JP H0243495 B2 JPH0243495 B2 JP H0243495B2 JP 57233515 A JP57233515 A JP 57233515A JP 23351582 A JP23351582 A JP 23351582A JP H0243495 B2 JPH0243495 B2 JP H0243495B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- reception
- magnetic resonance
- control voltage
- voltage
- signal
- Prior art date
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- Expired - Lifetime
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-
- 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
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N24/00—Investigating or analyzing materials by the use of nuclear magnetic resonance, electron paramagnetic resonance or other spin effects
- G01N24/08—Investigating or analyzing materials by the use of nuclear magnetic resonance, electron paramagnetic resonance or other spin effects by using nuclear magnetic resonance
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- Biochemistry (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
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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。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。
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。
［発明の目的］
本発明の目的とするところは、NMR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。
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。
［発明の概要］
本発明は、共振回路を、受信コイルと外部から
与えられる制御電圧により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で構成し、前記
可変容量要素にその容量を制御するための電圧を
供給する制御電圧発生手段と、共鳴周波数の連続
波を疑似受信信号として上記受信同調手段に印加
する連続波印加手段と、上記受信同調手段の出力
を包絡線検波する包絡線検波手段と、この包絡線
検波手段の出力が入出されこの信号入力に基づい
て上記制御電圧発生手段を制御し上記受信同調手
段の同調制御を行なう手段とを備えたことを特徴
としている。
与えられる制御電圧により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で構成し、前記
可変容量要素にその容量を制御するための電圧を
供給する制御電圧発生手段と、共鳴周波数の連続
波を疑似受信信号として上記受信同調手段に印加
する連続波印加手段と、上記受信同調手段の出力
を包絡線検波する包絡線検波手段と、この包絡線
検波手段の出力が入出されこの信号入力に基づい
て上記制御電圧発生手段を制御し上記受信同調手
段の同調制御を行なう手段とを備えたことを特徴
としている。
［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、図示してないが、静磁場磁石や、傾斜磁場
コイルが備つており、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。送信部４は、上記特定周波数すなわち共鳴周
波数の連続波を発生する発振器４１、この発振器
４１の出力をもとに励起パルスを作る変調器４２
およびこの変調器４２の出力を増幅する電力増幅
器４３で構成されている。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で増幅し切換器７を介して
２個の位相検波器８Ａ，８Ｂに与える。これら位
相検波器８Ａ，８Ｂには、送信部４の発振器４１
で発生した信号をもとに移相器９、90゜移相器１
０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８Ａ，８Ｂ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１１Ａ，１１Ｂで各別に増幅し、各々ローパ
スフイルタ１２Ａ，１２Ｂを介してＡ／Ｄ（アナ
ログ−デイジタル）変換器１３Ａ，１３Ｂでデイ
ジタル化し計算機１４に入力している。計算機１
４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NMR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１５は計算機１４の出力に応じた制御電圧vc
を受信調部５に与える制御電圧発生器を構成して
いる。抵抗１６は送信部４の発振器４１から出力
される共鳴周波数の連続波を切換器１７を介して
導出し受信同調部５に供給する回路を構成してい
る。増幅器１８は切換器７を介して前置増幅器６
からの信号を受け、これを増幅する。この増幅器
１８で増幅した信号は包絡線検波器１９で包絡線
検波しＡ／Ｄ変換器２０でデイジタル化して計算
機１４に入力する。切換器７および１７は計算機
１４により制御されて本構成の動作モードを切換
えるもので、同調制御時には、切換器７は前置増
幅器６の出力を増幅器１８に与え、切換器１７は
オンとなり、MR信号収集時には、前置増幅器６
の出力を位相検波器８Ａ，８Ｂに与え、切換器７
はオフとなる。なお、送信部の発振器４１および
変調器４２もそれぞれ所要の動作をさせるべく計
算機１４により制御される。
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。送信部４は、上記特定周波数すなわち共鳴周
波数の連続波を発生する発振器４１、この発振器
４１の出力をもとに励起パルスを作る変調器４２
およびこの変調器４２の出力を増幅する電力増幅
器４３で構成されている。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で増幅し切換器７を介して
２個の位相検波器８Ａ，８Ｂに与える。これら位
相検波器８Ａ，８Ｂには、送信部４の発振器４１
で発生した信号をもとに移相器９、90゜移相器１
０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８Ａ，８Ｂ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１１Ａ，１１Ｂで各別に増幅し、各々ローパ
スフイルタ１２Ａ，１２Ｂを介してＡ／Ｄ（アナ
ログ−デイジタル）変換器１３Ａ，１３Ｂでデイ
ジタル化し計算機１４に入力している。計算機１
４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NMR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１５は計算機１４の出力に応じた制御電圧vc
を受信調部５に与える制御電圧発生器を構成して
いる。抵抗１６は送信部４の発振器４１から出力
される共鳴周波数の連続波を切換器１７を介して
導出し受信同調部５に供給する回路を構成してい
る。増幅器１８は切換器７を介して前置増幅器６
からの信号を受け、これを増幅する。この増幅器
１８で増幅した信号は包絡線検波器１９で包絡線
検波しＡ／Ｄ変換器２０でデイジタル化して計算
機１４に入力する。切換器７および１７は計算機
１４により制御されて本構成の動作モードを切換
えるもので、同調制御時には、切換器７は前置増
幅器６の出力を増幅器１８に与え、切換器１７は
オンとなり、MR信号収集時には、前置増幅器６
の出力を位相検波器８Ａ，８Ｂに与え、切換器７
はオフとなる。なお、送信部の発振器４１および
変調器４２もそれぞれ所要の動作をさせるべく計
算機１４により制御される。
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（コイ
ル）２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信号等
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
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、
この電圧の調整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（コイ
ル）２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信号等
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
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、
この電圧の調整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、切換器７，１７を同調制御モー
ドすなわち図示のような接続とする。この状態に
おいて受信プローブヘツド２は送信部４の発振器
４１に接続されており、電力増幅器４３によつて
増幅される以前の低電圧の共鳴周波数の連続波が
受信プローブヘツド（コイル）２に印加される。
ここで抵抗１６の抵抗値が充分に大きいものとす
ると、第３図ａ，ｂに示す等価回路のように検出
部の共振回路（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CVとする。）に、
共鳴周波数の電流源ISが接続されたものと等価に
なる。共振回路の端子間に生ずる電圧は、切換器
７により増幅器１８に与えられ、増幅された電圧
は包絡線検波器１９に与えられる。この検波器１
９は、ダイオードによる包絡線検波器等を用いて
構成され、入力された共鳴周波数の信号の包絡線
成分すなわち入力信号の振幅に比例した直流電圧
を出力として得るものである。この直流電圧は
Ａ／Ｄ変換器２０によりデイジタル量に変換され
計算機１４に入力される。当初は、Ｄ／Ａ変換器
１５の出力電圧vcは予め定めた制御範囲の最小値
V0に設定しておく。受信同調部６の共振回路に
生ずる電圧は増幅、検波され、Ａ／Ｄ変換器１３
Ａ，１３Ｂを通して計算機１４に入力される。こ
の電圧値をP0とし、これを計算機１４内の記憶
装置に記録する。この電圧P0は、可変容量ダイ
オード５１の制御電圧vcをV0とした時の共振回
路に生ずる電圧の振幅に対応する。次にＤ／Ａ変
換器１５の出力制御電圧vcをV1＝V0＋ΔV（Ｖ←
V0＋ΔV）として、上述と同様にして検波出力電
圧を記録し、その値を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
増加しその時の検波出力電圧をP2…Poとする。
においた状態で、切換器７，１７を同調制御モー
ドすなわち図示のような接続とする。この状態に
おいて受信プローブヘツド２は送信部４の発振器
４１に接続されており、電力増幅器４３によつて
増幅される以前の低電圧の共鳴周波数の連続波が
受信プローブヘツド（コイル）２に印加される。
ここで抵抗１６の抵抗値が充分に大きいものとす
ると、第３図ａ，ｂに示す等価回路のように検出
部の共振回路（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CVとする。）に、
共鳴周波数の電流源ISが接続されたものと等価に
なる。共振回路の端子間に生ずる電圧は、切換器
７により増幅器１８に与えられ、増幅された電圧
は包絡線検波器１９に与えられる。この検波器１
９は、ダイオードによる包絡線検波器等を用いて
構成され、入力された共鳴周波数の信号の包絡線
成分すなわち入力信号の振幅に比例した直流電圧
を出力として得るものである。この直流電圧は
Ａ／Ｄ変換器２０によりデイジタル量に変換され
計算機１４に入力される。当初は、Ｄ／Ａ変換器
１５の出力電圧vcは予め定めた制御範囲の最小値
V0に設定しておく。受信同調部６の共振回路に
生ずる電圧は増幅、検波され、Ａ／Ｄ変換器１３
Ａ，１３Ｂを通して計算機１４に入力される。こ
の電圧値をP0とし、これを計算機１４内の記憶
装置に記録する。この電圧P0は、可変容量ダイ
オード５１の制御電圧vcをV0とした時の共振回
路に生ずる電圧の振幅に対応する。次にＤ／Ａ変
換器１５の出力制御電圧vcをV1＝V0＋ΔV（Ｖ←
V0＋ΔV）として、上述と同様にして検波出力電
圧を記録し、その値を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
増加しその時の検波出力電圧を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を増加させることによ
り、共振条件に近づき、検波出力は共鳴点に達す
るまで単調増加する。制御電圧vc＝Vnを印加し
て検波出力Pnを得た時、これを１つ前の検波出
力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。この時検波出力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。
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を増加させることによ
り、共振条件に近づき、検波出力は共鳴点に達す
るまで単調増加する。制御電圧vc＝Vnを印加し
て検波出力Pnを得た時、これを１つ前の検波出
力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。この時検波出力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。
次に、撮影のためのパルスシーケンスの実行に
より、MR断層画像を得るための信号収集をする
ために切換器７，１７をMR信号収集モードに切
換える。すなわち切換器１７は開放され、前置増
幅器６の出力は位相検波器８Ａ，８Ｂ以下の受信
系回路に接続される。このとき、可変容量ダイオ
ード５１には、上述の操作で決定した制御電圧を
与えておく。つまり、制御電圧vcを固定化してお
く。この状態で送信プローブヘツド１に高周波励
起パルスを印加し、NMR信号の収集を行なう。
以上の操作を、被検体が変わるたびに行うごとに
より、受信同調部５の同調は常に維持される。
より、MR断層画像を得るための信号収集をする
ために切換器７，１７をMR信号収集モードに切
換える。すなわち切換器１７は開放され、前置増
幅器６の出力は位相検波器８Ａ，８Ｂ以下の受信
系回路に接続される。このとき、可変容量ダイオ
ード５１には、上述の操作で決定した制御電圧を
与えておく。つまり、制御電圧vcを固定化してお
く。この状態で送信プローブヘツド１に高周波励
起パルスを印加し、NMR信号の収集を行なう。
以上の操作を、被検体が変わるたびに行うごとに
より、受信同調部５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、撮影に先立つて
行われるチユーニング時にあつては、送信系のみ
が起動され且つ励起パルスを被検体に印加しない
で、単に疑似受信信号を生成し、これを受信同調
部５に与えるものとしている。しかも、制御電圧
を変えながら、その１回に前記疑似受信信号は連
続波として受信同調部５に連続的に与えられるこ
とにより、単時間にて、同調条件を与える制御電
圧vcを見つけだすことができる。
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、撮影に先立つて
行われるチユーニング時にあつては、送信系のみ
が起動され且つ励起パルスを被検体に印加しない
で、単に疑似受信信号を生成し、これを受信同調
部５に与えるものとしている。しかも、制御電圧
を変えながら、その１回に前記疑似受信信号は連
続波として受信同調部５に連続的に与えられるこ
とにより、単時間にて、同調条件を与える制御電
圧vcを見つけだすことができる。
このようにした場合、被検体より得られる
NMR信号を用いて制御を行うのではなく、連続
波を受信プローブヘツド（コイル）２に印加し
て、同調条件を調整設定するため、短時間で、最
適な同調条件が得られる。
NMR信号を用いて制御を行うのではなく、連続
波を受信プローブヘツド（コイル）２に印加し
て、同調条件を調整設定するため、短時間で、最
適な同調条件が得られる。
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。
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。
例えば上述の実施例においては、共鳴周波数の
連続波を受信プローブヘツド２に印加するように
したが、上記実施例のようにクロスコイル方式の
場合には、第５図に示すごとく共鳴周波数の信号
を変調器４２および電力増幅器４３を通さずに切
換器２１を介して送信プローブヘツドに印加する
ようにし、受信プローブヘツドに誘導される微少
なもれ電圧を増幅、検波しても上述とほぼ同様に
して同調をとることができる。
連続波を受信プローブヘツド２に印加するように
したが、上記実施例のようにクロスコイル方式の
場合には、第５図に示すごとく共鳴周波数の信号
を変調器４２および電力増幅器４３を通さずに切
換器２１を介して送信プローブヘツドに印加する
ようにし、受信プローブヘツドに誘導される微少
なもれ電圧を増幅、検波しても上述とほぼ同様に
して同調をとることができる。
また第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。
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。
さらに、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。
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。
また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４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２２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４図
において、２３は送信用電力増幅群、２４は誤動
作防止用の逆並列ダイオード、２５は同調用可変
コンデンサ、２６は補助コイルである。
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４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２２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４図
において、２３は送信用電力増幅群、２４は誤動
作防止用の逆並列ダイオード、２５は同調用可変
コンデンサ、２６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
且つすみやかに検出部の同調をとることの可能な
磁気共鳴イメージング装置を提供することができ
る。
且つすみやかに検出部の同調をとることの可能な
磁気共鳴イメージング装置を提供することができ
る。
第１図は本発明の一実施例の全体構成を示すブ
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ａ，ｂは同実施例の作用を説明
するための等価回路図、第４図および第５図は本
発明のそれぞれ異なる他の実施例の構成を示す回
路図およびブロツク図である。 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、７，１７，
２１……切換器、８Ａ，８Ｂ……位相検波器、９
……移相器、１０……90゜移相器、１１Ａ，１１
Ｂ，１８……増幅器、１２Ａ，１２Ｂ……ローパ
スフイルタ、１３Ａ，１３Ｂ，２０……Ａ／Ｄ変
換器、１４……計算機、１５……Ｄ／Ａ変換器、
１６……抵抗、１９……包絡線検波器、２２……
送受信プローブヘツド、２３，４３……電力増幅
器、２４，５３……逆並列ダイオード（交叉ダイ
オード）、２５……可変コンデンサ、２６……補
助コイル、４１……発振器、４２……変調器、５
１……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ａ，ｂは同実施例の作用を説明
するための等価回路図、第４図および第５図は本
発明のそれぞれ異なる他の実施例の構成を示す回
路図およびブロツク図である。 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、７，１７，
２１……切換器、８Ａ，８Ｂ……位相検波器、９
……移相器、１０……90゜移相器、１１Ａ，１１
Ｂ，１８……増幅器、１２Ａ，１２Ｂ……ローパ
スフイルタ、１３Ａ，１３Ｂ，２０……Ａ／Ｄ変
換器、１４……計算機、１５……Ｄ／Ａ変換器、
１６……抵抗、１９……包絡線検波器、２２……
送受信プローブヘツド、２３，４３……電力増幅
器、２４，５３……逆並列ダイオード（交叉ダイ
オード）、２５……可変コンデンサ、２６……補
助コイル、４１……発振器、４２……変調器、５
１……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、高周波励起パルスを
前記被検体に印加する送信系と、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
る磁気共鳴信号を用いて画像を生成するイメージ
ング処理手段と、チユーニングのため前記送信系
から生成される特定原子核の共鳴周波数を有する
連続波を疑似受信信号として前記受信同調手段に
入力する連続波印加手段と、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、前記疑似受信信号
が前記受信同調手段に入力され且つ前記受信同調
手段に対し一つの制御電圧Ｖが与えられている下
で前記受信同調手段の出力を包絡線検波して直流
電圧を得る包絡線検波手段と、この包絡線検波手
段により得られる直流電圧値を記憶する記憶手段
と、前記制御電圧発生手段を制御することによつ
て制御電圧Ｖを変えながら前記疑似受信信号を前
記受信同調手段に入力して前記記憶部に記憶され
ている各直流電圧値に基づいて前記直流電圧値の
最大値を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 |
|---|---|---|---|
| JP57233515A JPS59122938A (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 |
|---|---|---|---|
| JP57233515A JPS59122938A (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 |
|---|---|
| JPS59122938A JPS59122938A (ja) | 1984-07-16 |
| JPH0243495B2 true JPH0243495B2 (ja) | 1990-09-28 |
Family
ID=16956233
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57233515A Granted JPS59122938A (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) | JPS59122938A (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH01155255A (ja) * | 1987-12-11 | 1989-06-19 | Jeol Ltd | 核磁気共鳴装置のプローブ同調装置 |
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 JP57233515A patent/JPS59122938A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS59122938A (ja) | 1984-07-16 |
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