JPH0417655B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 この発明はパルス状勾配磁界を用い、かつ、ス
プーリアス電流を抑制する装置を有するNMR画
像表示方法および装置に関する。更に詳細に記せ
ば、この発明は誘導によつて生じた反対方向の磁
界を抑制し、勾配磁界の変化の速度を向上させる
NMR画像表示方法および装置に関する。

従来の技術 NMR画像表示装置と方法はすでに知られてい
る。このような装置はアメリカ特許4297637及び
4318043に開示されている。又勾配磁界をパルス
状に変化させたNMR画像表示装置も知られてい
る。これらの装置から知られるように、従来の装
置はすべて、測定するべき対象物に対して何回も
種々の勾配を有する磁界を与えることによつて求
めた装置の出力信号に対して空間的解析を行なう
ものであつた。この方法によれば、NMRすなわ
ち核磁気共鳴の際に得られるラモール才差運動の
周波数は被測定対象物に対する位置によつて異る
ように制御される。そのような制御を行ないつ
つ、NMR作用を行なう核の空間的位置がそのと
きの無線周波数NMR応答の周波数及び位相とと
もに測定される。

比較的短時間に適切を解像力を有する断面画像
又はこれと類する画像についての十分なNMR応
答信号データを得るためには、勾配を有する磁界
急激に変化させる必要がある。たとえば、表示す
るべき対象物から所望のNMR応答信号を得るた
めには、勾配磁界急に発生また消滅させることが
必要である。このようなNMR使用の画像表示装
置の詳細は、上述の米国特許明細書等から知るこ
とができる。

上記パルス状勾配磁界を発生させるコイル（す
なわち勾配磁界コイル）を静磁界を発生するコイ
ル（すなわち静磁界コイル）とともに用いると
き、パルス状勾配磁界の近傍に、更に他のコイル
すなわち周辺コイルを配置するのが普通である。
上記周辺コイルはたとえば無線周波すなわちｒ・
ｆ・のNMR応答信号を送出するｒ・ｆ・用の１
個又は複数個のアンテナコイルと、静電界の一様
性を高めるために使用される種々のサイズの整形
コイル（profiling coil又はshimming coil）を含
んでいる。上記周辺コイルは、勾配磁界コイルの
近くに配置されるので、それらのコイルはパルス
状勾配磁界によつて発生した磁束と鎖交する。勾
配磁界は早い速度（たとえば可聴周波で）でパル
ス状に変化し、上記周辺コイルの中には誘導電流
が発生する。

周知のレンツの法則に従い、上記誘導によつ
て、勾配磁界と反対方向に向かう磁界が発生す
る。勿論勾配磁界コイル内の電流が長い間ほぼ一
定に保たれると、上記誘導電流従つて反対方向の
磁界は消滅し、所望の勾配磁界が維持される。

発明が解決しようとする問題点 しかしそれにもかかわらず、上記誘導電流及び
誘導磁界は上記の消滅に至る間勾配磁界と相互作
用をなし、勾配磁界の変化する速度を低く制限す
るという不都合が生ずる。

問題を解決する手段 しかし上記の望ましくない効果を低下させるこ
とができることがわかつた。すなわち所定の勾配
磁界に対して反対方向に向く好ましくない誘導磁
界は上記周辺コイル内の誘導電流を減少させるこ
とによつて減少させ得ることがわかつた。

作用および効果 本発明の後記実施例に於ては、勾配磁界コイル
と磁気的に結合する周辺コイルのそれぞれは、誘
導されたスプーリアス電流に対して実際状開口状
態又は高いインピ−ダンスを接続された状態とほ
ぼ同価な状態になされている。

たとえば静磁界を一様に整形する目的を有する
上記整形コイルの上記目的は、該整形コイルを広
帯域電流源に接続することによつて達成される。
それはｒ・ｆ・発・受信コイルのインピ−ダンス
は、ｒ・ｆ・コイルと直列に１個又は複数個のキ
ヤパシタを挿入することにより、可聴周波数に対
して極めて大きくなり、従つて該コイル内を流れ
る好ましくない誘導電流は著しく減少するからで
ある。すなわち上記のキヤパシタンスは好ましく
ない可聴周波電流に対しては高いインピ−ダンス
を呈し、通常用いられる約15MHz程度のｒ・ｆ・
電流に対しては低インピ−ダンスを呈するもので
ある。

実施例 次に添付した実施例を参照しつつ、この発明の
実施例を説明する。第１図は従来のNMR画像表
示装置の場所により強度が変化する種々の強さの
勾配磁界を種々の大きさの空間範囲に形成するコ
イル、すなわち勾配磁界コイルの典型的な配置を
示す。この場合は上記勾配磁界は極低温の室12間
に配置された静磁界形成用コイル、すなわち静磁
界コイル１０の中に形成される。上記のように勾
配磁界コイルによつて形成された勾配磁界は、所
定の種々の間隔で脈動的に断続され、これらのコ
イルを用いたNMR装置はパルス状に変化し、位
置によつて定まるNMR出力信号を発生する。

この発明を理解するために説明すれば、NMR
作用を用いた画像表示装置すなわちNMR表示装
置に於ては、上記勾配磁界コイルが設けられ、該
コイルに流される励磁電流はパルス状の勾配磁界
を発生するように断続される。この場合上記励磁
電流のパルス状変化の周波数は、可聴周波数に選
ばれるのが普通である。周知のように、該可聴周
波数は、ｒ・ｆ・周波数に比べて著しく低い。す
なわちNMR画像表示装置に用いられるｒ・ｆ・
周波数は15メガヘルツ（ＭHz）程度である。

ｒ・ｆ・周波数の電磁波信号は表示する目的物
に対して、アンテナすなわちｒ・ｆ・アンテナか
ら投射され、コイルすなわちｒ・ｆ・コイルを介
して受信される。第２図は第１図のｒ・ｆ・コイ
ルの構造と作用を示す。該ｒ・ｆ・コイルは、並
列に接続された単巻き（aingle turn）２個のル
ープL₁およびL₂を有する。このように配列され
たコイルの合成インダクタンスは1/2回巻きルー
プのインダクタンスにほぼ等しい。上記のように
並列接続が用いられる理由は後に説明される。第
２図に示すように、ｒ・ｆ・コイルは勾配磁界コ
イルＸ，Ｙ，Ｚとともに、静磁界コイル１０の中
に配置される。従つてNMR画像表示装置内に配
置された勾配磁界コイルの少くとも１個は、ｒ・
ｆ・コイルと鎖交することができる。

第１図および第２図に示すように、ｒ・ｆ・コ
イルは勾配磁界コイルの内側にほぼ同軸かつ、こ
のNMR画像表示装置を適用される患者をかこむ
ように配置されるのが通常である。第２図に見る
ように、勾配磁界コイルによつて発生した磁束
は、ｒ・ｆ・コイルの巻線と鎖交する。若し勾配
磁界コイルと静磁界コイルが正しく対称的に整合
されているときは、コイルL₁およびL₂を通る磁
束はほぼ同数であり、従つてコイルL₁およびL₂
に発生する電圧および電流はほぼ等い。従つて形
成される磁界が勾配を有していても、上記電流及
び電圧の極性は逆向きになつている。コイルL₁
およびL₂に生ずる電圧および電流の値が上述の
ようにほぼ同値で、逆極性を有しているために、
コイルL₁およびL₂が直列又は並列のいずれに接
続されても、鎖交するいずれのコイル内に誘導さ
れる電流の合成値も理論上０となり、これら誘導
電流が勾配磁界に及ぼす影響は全くないはずであ
る。

しかし実際にはｒ・ｆ・コイルを勾配磁界コイ
ルの中心に正しく配置することは困難であり、時
には不可能な事もある。たとえば患者の頭部の画
像を表示するために頭部のサイズのコイルを用い
る場合に、オペレータの要求により表示するべき
領域の中心を患者の頭部の中心より下方に位置さ
せて、患者とコイルを更に磁石の中心を越えた側
まで挿入する必要が生ずることがある。しかし患
者の肩のためにその要求を満たすことはできな
い。

若しもコイルが中心に置かれない場合には、１
つのコイル（たとえばコイルL₁）を通る磁束は
他のコイル（たとえばコイルL₂）を通る磁束よ
り大きくなる。第２図にはｒ・ｆ・コイルを通る
５本の磁束が画かれている。図に見るように、上
記５本の磁束はコイルL₁と鎖交し、コイルL₂に
は５本のうちの３本が鎖交している。従つてコイ
ルL₁とL₂内の電圧と電流は等しくなく、該コイ
ルL₁とL₂が接続されても、互に相殺することは
ない。

第３，４，５及び６図にはコイルL₁とL₂の従
来の接続法が示されている。これらの接続法の中
にはコイルL₁とL₂に電圧が加えられたとき、等
しい電流が流れるように形成される直列接続が含
まれている。又これらの図に示された接続の中に
は、容量C₃およびC₄が画かれている。容量C₃と
C₄はコイルを所望のｒ・ｆ・周波数に共振させ、
共振回路のインピ−ダンスをNMR画像表示装置
の受信器及び発信器のインピ−ダンスたとえば50
オームに整合させるのに用いられる。容量C₃及
びC₄のインピ−ダンス整合は、Ｍ・Ｓ・コンラ
デイ及びＣ・Ｍ・エドワードの論文“低温NMR
およびSQUIDSすなわち超電導量子干渉効果を利
用する低雑音回路、サンエス・インスツルメン
ト・レビユー”の1977年９月号（vol.4，No.９）
のページ1219−1220に記載されている。

第３図及び第４図は、勾配磁界により、コイル
L₁およびL₂の中に不平衡電圧が発生した場合を
示している。この場合、コイル内には電流が流
れ、この電流は容量C₃と、該容量C₃と並列に接
続された容量C₄、および50オームの抵抗の発・
受信器（図示せず）を流れる。容量C₃の作用は
コイルを共振させる事であり、周波数15MHzに於
てのインピ−ダンスは低く、しかしパルス状の勾
配磁界を形成する可聴周波数によるインピ−ダン
スは高い。たとえばコイルのインピ−ダンスを２
マイクロヘンリ（μH）、周波数を15MHz、容量C₃
を56ピコフアラツド（pF）より僅かに大きいと
いう典型的の例では、コイルのインピ−ダンスは
15MHzに於て約188オームとなり、又勾配磁界の
パルス状変化の周波数が可聴周波数の代表的な値
である1kHzであるときは、インピ−ダンスの値
は約2.8メグオームとなる。上記のような回路の
状態となつているため、上記不平衡の1Vに対し
て0.35μAの電流がコイルを流れるわけである。

第５図および第６図の接続方法によれば、電流
回路は並列に接続された容量C₃とC₄及び上記容
量C₃，C₄の並列回路に直列に接続されたインピ
−ダンスが50オームである発・受信器を具備す
る。この回路では、コイルは容量C₃とC₄の並列
回路と共振する。この場合、容量C₃とC₄との並
列合成容量が56pFであるとすれば、コイルの可
聴周波数に於けるインピ−ダンスは約2.8メグオ
ームとなる。通常標準的整合容量として用いられ
る上記容量のインピ−ダンスは十分に高くて、勾
配磁界の変化すなわち切換えによつてｒ・ｆ・コ
イルに生ずる誘導電流を低い値に押えることがで
きる。なおこの場合に於ても、勾配磁界の上記切
換えの際に、上記不平衡電圧の１ボルト毎に
67μVの可聴周波数の電圧が受信器に加えられる
すぎず、該電圧に基づく低周波信号は容易に受信
器から取除くことができるのである。

しかし上記の場合と異り、更に高い共振周波数
を用いる場合には、所定のインダクタンスと共振
する容量として低い値の容量を使用することが必
要である。この容量はよく知られている次式によ
つて求められる。

上記式のは共振周波数、Ｌは上記インダクタ
ンス、Ｃは求める容量である。上記の容量の最小
値はコイルのストレー容量によつて定められる。
従つて上記ストレー容量を共振用の容量として利
用すれば、特に容量を付加することなしに、コイ
ルの共振状態（自己共振）を得ることができる。
周波数が上記自己共振の周波数に接近すると、コ
イルの能率は低下する。又周波数が与えられた値
に維持される場合には、コイルの形が大形となる
につれて（たとえば患者の頭部に比べて全身の画
像表示を考えた場合）、コイルのインダクタンス
は増大し、自己共振の周波数は減少することとな
る。

上記の問題は、コイルのインダクタンスを減少
させることによつて改善される。このようなイン
ダクタンスの減少は、たとえばコイルL₁及びL₂
を直列でなく、並列に接続することによつて行な
われる。同じ２個のコイルを並列に接続すれば、
直列に接続した場合の1/4のインダクタンスを有
するものとなる。たとえば、１個0.5μHヘンリー
のインダクタンスと約225PHの容量で共振させる
ことができる。

第７，８，９図には上記並列接続の従来例が示
されている。この図の回路によればコイルL₁お
よびL₂の電圧はほぼ等しく、各コイルからの信
号電流は加えられる。この場合、受信器に供給さ
れるｒ・ｆ・信号の電力は、コイルL₁およびL₂
を直列に接続した場と同じである。これに対して
コイルL₁，L₂の並列接続により、別の効果をも
得ることができる。すなわち、患者の組織を通る
電界に基づく損失が減少され、画像表示のための
信号に含まれる雑音が減少し、雑音に基づく画像
の質の低下を防ぐことができる。しかし第７図に
示すコイルL₁とL₂の並列接続は、両コイル間の
整合が極めて微妙に変りやすく、整合不良を生じ
やすいという問題点がある。それはコイルL₁と
L₂が不平衡すなわち相違すると、一方のコイル
からの信号電流の一部が他のコイルによつて消費
されるからである。前記のように容量３と４は上
記２つの方式のいずれによつても接続できる、た
とえば第８図および第９図に示すように、インピ
−ダンス整合を行なうことができる。第７，８，
９図を見れば、たとえばパルス状に変化する勾配
磁界によつて、コイルL₁およびL₂の中に誘起さ
れる電圧や電流が異る場合には、インダクタの並
列接続によつて、低インピ−ダンス回路が形成さ
れ、該回路に不平衡電流が流れる。

可聴周波数に於ては、上記回路のインピ−ダン
スは、インダクタを形成する、通常は銅製フオイ
ルである導体のほぼ電気抵抗によつてのみ形成さ
れる。この電気抵抗はｒ・ｆ・周波数に於ての損
失をできるだけ小さくするために少しでも低い方
が望ましい。上記回路の電気抵抗が小さい程、
ｒ・ｆ・周波数についてのコイルのＱは高くな
り、雑音の発生は少く、表示された画像の雑音に
よる画質抵下は少くなることは周知の通りであ
る。しかし一方、上記のように回路の抵抗が小さ
いと、可聴周波数の勾配磁界の変化によつて誘起
される大きな電流が回路を流れる結果となる。た
とえば、コイルL₁およびL₂の抵抗値が0.01オーム
である場合に、0.1Vの不平衡電圧が印加されれ
ば、10Aという大電流がコイルを流れるわけであ
る。

この場合、先には上記不平衡電圧による電流を
防止するのに有効であると説明した容量C₃とC₄
は、今や発・受信器に流入する電流を低下させる
ためにのみ用いられる。この容量C₃とC₄は、一
方のインダクタから他方のインダクタに流れる可
聴周波数電流を減少作用に行なわない。

第１０図、第１１図および第１２図は、容量
C₁又はC₂又はその双方がインダクタL₁及びL₂に
それぞれ直列に接続する本発明の配線方式を示し
ている。これらの容量は、勾配磁界によつて誘導
される電流の回路のインピ−ダンスを高めるとと
もに、インダクタを介して整合回路に流れるｒ・
ｆ・電流の電気回路のインピ−ダンスを低下させ
る作用をなす。上記容量の値は、ｒ・ｆ・周波数
に対して低インピ−ダンス、可聴周波数に対して
は高インピ−ダンスを呈するように選ばれる。た
とえば1500pFの容量のときには、15MHzに於て
約7.1オーム、又1kHzの場合には約106000オーム
となる。容量のリアクタンスは周波数に反比例す
るので、インピ−ダンスの比はｒ・ｆ・周波数と
可聴周波数の比と丁度同じとなる。この比は上記
数値例では15000である。

上記２個の容量のうちの一方の容量が用いられ
る場合には、他方の容量は取除かれ、回路は短絡
される。このような１個のみの容量を用いること
の不利な点は、一方のインダクタが直接に整合回
路に接続されたとき、他のインダクタがｒ・ｆ・
回路に容量が接続されていることである。しかし
これは、少くともｒ・ｆ・に於て不平衡を生ずる
ので避けなければならない。これに反してほぼ同
じ値の容量C₁及びC₂を用いれば、平衡したｒ・
ｆ・電力を供給することができるのである。

第１１図は、容量C₁，C₂およびC₃を使用し、
容量C₁およびC₂の値が容量C₃の値のほぼ２倍に
選ばれたときの、容量C₃による回路の調整およ
び整合が可能な回路を示す。容量C₃の値は容量
C₁およびC₂より小さいので、この回路は、勾配
磁界によつて誘導される電流を低下させるのに有
効である。しかしこの回路によつて生ずる不利益
は、異るたとえば患者の画像表示を行う場合や、
同じ患者の異る方向や位置の画像の表示を行う場
合に、回路の調整のために、上記容量C₃として
可変容量型のものを使用せねばならぬことであ
る。従つて容量C₁，C₂及びC₃を含む回路を採用
する場合には、上記のように表示対象や表示部分
が変更されるときは容量の極めて精密な調整が必
要である。

上記調整を容易とするために、連結型の可変容
量を用いることができる。しかし、これらはしば
しばフエロ磁性材料を用いた軸受や軸を用いて構
成されており、そのために、この種のものはこの
発明の装置に使用するには適さない。

第１２図は、容量C₃とC₄の作用を容量C₁およ
びC₂の中に含めた容量を、容量C₁およびC₂の代
りに配置することにより、２組の整合された容量
のみを用いる形に変更することができる。

第１３図はｚ軸方向の勾配磁界を形成する回路
と整形コイルとの間に生ずる磁束の相互作用の例
を示す。該整形コイルはｚ軸に沿つて設けられ、
一様な静磁界を形成する作用を行なうコイルであ
る。上記両コイル間に相互作用を生ずる該両コイ
ル間の鎖交の例は、第１３図の破線４０および４
２で示されている。これと類似する相互作用は、
ｘ軸方向及びｙ軸方向の整形コイルｘ，ｙを図の
ように配置することによつても発生する。更に又
同様の相互作用はｘ軸方向およびｙ軸方向の勾配
磁界用のコイルとｘ軸方向およびｙ軸方向のパネ
ル状に形成された勾配磁開用コイルとの磁束の鎖
交によつても生ずる。

このような整形コイルは、それがどこにあつて
も、又一方又は多数の方向に向けて設けられて
も、パルス状の勾配磁界用コイルと鎖交する限
り、磁気的な上記鎖交により、電源から電流を供
給されている、上記整形コイルの中に電流が誘導
される。レンツの法則によつて、誘導された電流
によつて発生された磁界は、所定の短い時間間隔
をもつてパルス状に形成された、所望の勾配磁界
に反対方向を向いている。

しかし、整形コイルが理想的な電源によつて駆
動されているときは、勾配を有するパルス状磁界
が生じている間には、電流源の両端子間に電圧の
変化が生じ、この電圧変化は整形コイル自身の電
流変化を発生させる。従つて、このような機構に
より、電流源につながれている整形コイルを駆動
することによつて、該整形コイルの望まずして誘
導された電流に関する電気的インピ−ダンスを、
有効に増加させることができ、そのことによつて
NMR画像表示工程の間の短時間の間に形成しよ
うとする勾配磁界と反対方向の磁界の発生を防止
することができる。

第１３図に示すように、勾配磁界コイルにはパ
ルス状の勾配磁界を形成するコイルの電流を断続
することによりパルス状の電流が電源４４から流
される。同時に整形コイル４６，４８はそれぞれ
広帯域を有する電流源５０および５２によつて駆
動される。該電流源５０および５２は所定の整形
磁界を形成するために必要な値の電流を流すよう
に調節される。

上記整形磁場を形成するための真に理想的な電
流を発生する電流源を設けることは実際上不可能
であるが、NMR表示装置に於て、パルス状に変
化する勾配磁界を形成するために、誘起される不
必要な電流をほぼ理想的と言える程度に著しく低
下されるのに十分な電流源を形成することは可能
である。たとえば、この発明装置に有効に用いら
れる広帯域の電流源は、広く用いられている可聴
周波増巾器と市販の直流電源に組み合せることに
よつて得られるのである。なお上記可聴周波増巾
器の市販品の中でこの装置に十分に使用可能なも
のは、テクロン（Tecron）製7570型増巾器であ
り、この増巾器には定電流モジユールが設けられ
ている。この増巾器は直流からほぼ10kHzの帯域
幅を有し、最高出力電圧は正負100V、最大出力
電流正負約20Aである。なお20V電源によつて約
7Aの定電流を流される調整コイルに対して、整
合コイルは約80ミリヘンリー（mH）のインダク
タンスを有するものであるのが適当である。たと
えば増巾器の公称電圧が±100Vの範囲にあると
き、これを駆動する電流源は公称±80Vの範囲に
あることが好ましい。

又もし使用しようとするNMR画像表示装置に
必要な電力又はコンプライアンスが小さくてよい
場合には、テクロン製DC300A型の２チヤンネル
増巾器を両コイルの励磁に用いればよい。たとえ
ば、２チヤンネルのうちの各チヤンネルは第１４
図に示した増巾器５０の１方の整形コイルすなわ
ち第１４図のコイル４６を駆動するのに用いられ
る。この場合この増巾器とともに使用する電流制
御器は市販されていないが、たとえば第１４図に
示す回路を用いて制御可能な電流源を得ることが
できる。

第１４図の回路は通常の演算増巾器である。た
とえば電流検出コイルは整形コイル４６と直列に
接続され、コイル電流は電圧信号に変換され、差
動増巾器５４にフイードバツクされ、ここでたと
えば所望の電流に対応して定められたポテンシヨ
メータ５６の出力電圧と比較される。差動増巾器
５４に於て算出された、所望電流と現実の電流と
の差の電流は増幅され、増巾器５０の出力電流は
所望の電流に近似する値となる。周知の電流源設
計技術を用いて、フイードバツク回路を形成する
ことによつて、増巾器５０の出力電流を確実に所
望の値に近付けることができる。たとえば、磁気
的に鎖交するパルス状の勾配磁界によつて、調整
コイル４６内にいかなる電流変化が生じても、該
電流変化は、上記した定電流フイードバツク回路
によつて小さいものとなる。換言すれば、パルス
状の勾配磁界によつて整形コイル４６を流れる電
流に生ずる変化は、上記定電流用のループ回路の
利得（通常1000程度である）に応じて著しく低下
されるのである。

第１４図の５２は電流検出用の抵抗器であり、
その抵抗値は増巾器５０の出力からの電圧コンプ
ライアンスの損失が少いように選ばれる。上記抵
抗値は通常１オームに選ばれる。第１４図に示し
た低出力のDC300A型増巾器の最大出力電圧は±
60Vであるので、その消費電力は整形コイル４６
を通る電流値に、60Vからコイル４６と電流検出
用抵抗器５２によつて生ずる電圧降下を減じた電
圧値を乗ずることによつて得られる（但しこの場
合抵抗器５８の抵抗値は０と仮定されている）。
従つて、調整コイル４６を流れる電流5Aと仮定
し、又コイル４６と抵抗器５２の抵抗値をそれぞ
れ１オームと仮定すれば、増巾器内の消費電力は ５×（60−５×２）＝５×（60−10）＝250ワツト となる。

上記のような消費電力の値は増巾器に設けられ
ている保護回路に導かれてこれを作動させ、回路
の遮断が行なわれるのが普通であるが、たとえば
５オームの抵抗器５８を回路に追加すれば、増巾
器５０内の消費電力を約125ワツトに低下させる
ことができる。この程度の消費電力では、上記増
巾器の保護回路が作動することはない。上記抵抗
器５８は同時に電圧コンプライアンスの巾を、た
とえば約±25Vという小さい巾に押えることがで
きる。

但し、実際上は、このような小さい範囲に上記
巾を押える必要はない。それはNMR画像表示装
置の一例では、パルス状の勾配磁界によつて整形
コイル両端間に生ずる誘起電圧の測定値は、１乃
至2V程度にすぎないからである。

第１４図の整形コイル用の駆動回路は、NMR
画像表示装置に複数個用いられる他の駆動回路の 第１４図にはNMR画像表示装置に用いられる
他の整形コイル駆動用の電気回路を示す。

【図面の簡単な説明】

第１図は従来のNMR画像表示装置の勾配磁界
コイルと静磁界コイルの代表的配置を示す斜視説
明図、第２図は第１図の勾配磁界コイルと協働す
る、ｒ・ｆ・発・受信器の代表的配置を示す説明
図、第３図乃至第９図は従来使用の種々のｒ・
ｆ・発・受信器のコイルを示す図、第１０図乃至
第１２図は、本発明の装置のｒ・ｆ・発・受信器
用コイルの他の実施例を示す図、第１３図は、ｚ
軸方向に向き、少くとも第１図のｚ軸方向の勾配
磁界コイルと磁気的に結合する磁界整形コイルの
典型的配置を説明する配線図、第１４図は第１３
図に画かれた整形コイルを駆動する定電流源の１
例を示す配線図である。 １０……静磁界コイル、１２……極低温の室、
４０，４２……破線、４４……電源、４６，４８
……整形コイル、５０……増巾器、５２……電流
検出用抵抗器、５４……差動増巾器、５６……ポ
テンシヨメータ、５８……抵抗器。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 制御可能なパルス状勾配磁界を発生する少く
   とも１個の勾配磁界コイルと、上記勾配磁界コイ
   ルに磁気的に結合し、上記パルス状勾配磁界に基
   因する誘導電流を発生する並列接続された複数個
   のコイル部を用いて形成された少くとも１つの、
   上記勾配磁界コイルと別の周辺コイルを具備し、
   上記誘導電流が流れた場合には、上記パルス状勾
   配磁界と反対方向の磁界を発生するNMR画像表
   示装置に於て、上記周辺コイルの少くとも１つの
   コイル部と直列に接続され、該コイル部の上記誘
   起電流に対する電気的インピ−ダンスを増加する
   制御手段を有すること、を特徴とするNMR画像
   表示装置。 ２ 上記抑制手段が、上記周辺コイルのコイル部
   と直列に接続された、少くとも１個の容量を有す
   ること、を特徴とする特許請求の範囲第１項に記
   載の装置。 ３ 上記周辺コイルは、並列に接続された少くと
   も２つのコイル部を具備する無線周波コイルであ
   ること、を特徴とする特許請求の範囲第２項に記
   載の装置。 ４ 上記制御手段が、無線周波コイルに流れるバ
   ランスした無線周波電流を形成するように、上記
   コイル部の１とそれぞれ直列に接続された、少く
   とも２個の容量を有すること、を特徴とする特許
   請求の範囲第３項に記載の装置。 ５ 上記抑制手段が、誘導された電流に対して増
   加した電気的インピ−ダンスを形成するために、
   上記周辺コイルに接続され該コイルに作動電流を
   供給する定電流源を有すること、を特徴とする特
   許請求の範囲第１項に記載の装置。 ６ 上記周辺コイルは、本発明の装置の中の静磁
   界の一様性を増加するための整形コイル
   （Shimming coil）であること、を特徴とする、
   特許請求の範囲第５項に記載の装置。 ７ 上記定電流電源が、該定電流源と上記整形コ
   イルに対して直列に接続された電力消費用の抵抗
   器を有すること、を特徴とする特許請求の範囲第
   ６項に記載の装置。 ８ 上記少くとも１つのパルス状勾配磁界コイル
   が、並列に接続された複数セツトの巻線を有する
   無線周波コイルと磁気的に結合すること、及び上
   記複数セツトの巻線のそれぞれと無線周波数の電
   流供給点との間には、それぞれ１個の容量が直列
   に接続されていること、を特徴とする特許請求の
   範囲第１項に記載の装置。 ９ 上記抑制手段は、無線周波コイルの上記複数
   セツトの巻線と共通の無線周波電流供給点の間に
   直列に接続され、上記複数セツトの巻線にバラン
   スした無線周波電流を流す供給路を形成する、少
   くとも１個の容量を具備すること、を特徴とする
   特許請求の範囲第８項に記載の装置。 １０ 上記パルス状勾配磁界コイルの少くとも１
   つは、磁気的に静磁界整形コイルに結合され、上
   記抑制手段は上記静電界を整形するのに必要な定
   電流源を有すること、を特徴とする特許請求の範
   囲第１項に記載の装置。 １１ 上記定電流源と整流コイルに直列に接続さ
   れた電力消費用の抵抗器を更に有すること、を特
   徴とする特許請求の範囲第１０項に記載の装置。 １２ パルス状勾配磁界を使用し、該磁界に磁気
   的に結合された少くとも１個の周辺コイルを備え
   たNMR画像表示方法であつて、 該画像表示方法は、上記パルス勾配磁界によつ
   て上記周辺コイルに誘導された電流を抑制するス
   テツプを有し、該ステツプに於ては上記周辺コイ
   ルが、誘導された電流に関して増加した電気的イ
   ンピ−ダンスを有すること、を特徴とするNMR
   画像表示方法。 １３ 上記抑制ステツプは、上記周辺コイルの複
   数個のコイル部を電気的に直列に接続された、少
   くとも１個の容量を使用するステツプを含むこ
   と、を特徴とする特許請求の範囲第１２項に記載
   の方法。 １４ 上記抑制ステツプは、上記周辺コイルに電
   流を供給するために接続された、定電流源を使用
   するステツプであること、を特徴とする特許請求
   の範囲第１２項記載の方法。