JPS6085734A - Ｎｍｒ画像表示方法と装置 - Google Patents

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。

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間両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っ
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ＮＭＲＦｊＨＪ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４，２９７，６３７及び４，
３１８，０４３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って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った。この方法によれば、
関すなわち核磁気共鳴の際に得られるラモールオ差運動
の周波数は被測定対象物に対する位置によって異るよう
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
窒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関応答信号データを得
るためには、勾配を有する磁界を急激に変化させる必要
がある。たとえは、表示するべき対象物から所望のＮＭ
Ｒ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。このよりな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、・クルス状勾配磁界
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ｓｈｉｍ
ｍｉｎｇｃｏｉｌ　）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・マルス状勾配磁界によっ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ｉ
４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、上記誘導によって、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はぼ一定に保たれると、上記誘導
電流従っ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。

亮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
磁界の変化する速反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
ることがわかった。すなわち所定のさせることによって
減少させ得ることかわかり／こ　。

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ーダ
ンス全接続された状態とほぼ同価な状態になされている
。

たとえば靜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
続することによって達成される。それはｒ、ｆ、発−・
受ダ信コイルのインピーダンスは、ｒ、ｆ、コイルと直
列に１個又は複数個のキャパシタを挿入することによシ
、可聴周波数に対して極めて太きくなシ、従って該コイ
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。すなわち上記のキャ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ーダンスを呈し、
通常用いられる約１５ＭＨ，程度のｒ、ｆ、電流に対し
ては低インピーダンスを呈するのでおる。

実施例 次に添付した実施例を参照しつつ、この発明の詳細な説
明する。第１図は従来のＮＭＲ画像表示装置の場所によ
シ強度が変化する種々の強さの勾配磁界を種々の大きさ
の壁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間に配置された靜磁界形成用コイル、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っ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
よって定まる即出力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、６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。す々わち間両像表示装置に用いられ
るｒ、ｆ、周波数は１５メガヘルツ（ＭＨ２）程度であ
る。

ｒｅｆ−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（ｓｉｎｇ
ｌｅ　ｔｕｒｎ　）　２個のループＬ。

およびり、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捧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１
０の中に配置される。従って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＃１は同軸かつ、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
よって発生した磁束は、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シ、従ってコイルし□およびＬ２に
発生する電圧および電流はほぼ等い。従って形成される
磁界が勾配を有していても、上記電流及び電圧の極性は
逆向きになっている。コイルＬ□およびり、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およびり、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東 も理論上０となり、こ城ら誘導電流が勾配磁界に及ばず
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アシ、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
によシ表示するべき領域の中心を患者の頭部の中心よシ
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（たとえばコイルし□　）を通る磁束は他のコイル（
たとえはコイルＬ２）を通る磁束よシ大きくなる。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Ｌ、には５本のうちの３本が鎖交している
。

従ってコイルＬ１とＬ２内の電圧と電流は等しくなく、
該コイルＬ８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し
いと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。

１０周波数に共振させ、共振回路のインピーダンスをＮ
ＭＲ画像表示装置の受信器及び発信器のインピーダンス
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のインピーダンス整合は、Ｍ、Ｓ、コンラ
デイ及びＣ，Ｍ、ニドワードの論文“低温ＮＭＲおよび
５ＱＵＩＤＳすなわち超電導量子干渉効果を利用する低
雑音回路、サント ニス・インスッルメン／・レビュー”（７）１９７７年
９月号（Ｖｏｔ、４　、應９）のベージ１２１９−１２
２０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Ｃ
３と、該容量Ｃ３と並列に接続された容量Ｃ４、および
５０オ−ムの抵抗の発・受信器（図示せず）を流れる。

容量Ｃｓの作用はコイルを共振させる事であり、周波数
１５Ｍ）Ｉｚに於てのインピーダンスハ低く、しかしｉ
ｅルス状の勾配磁界を形成する可聴周波数によるインピ
ーダンスは高い。たとえばコイルのインピーダンスを２
マイクロへンリ（μＨ）、周波数ｆ：１５　ＭＨｚ、容
量ｃ３に５６　ｅコア７ラツド（ｐＦ　）よシ僅かに大
きいという典型的の例では九コイルのインピーダンスは
１５　ＭＨ２に於”ｒ約１８８オームとなυ、又勾配磁
界のｉ４ルス状変化の周波数が可聴周波数の代表的な値
である１　ｋＨｚであるときは、インピーダンスの値は
約２．８メグオームとなる。上記のような回路の状態と
なっているため、上記不平衡のＩＶに対して０．３５μ
Ａ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は、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ーダンスが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ーダンスは約
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ー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ってｒｆ、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
衡面１圧の１がルト毎に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ってめられる。

２πｉ＝　１− ｆ匡 上記式のｆは共振周波数、Ｌは上記インダクタンス、Ｃ
はめる容量である。上記の容量の最小値はコイルのスト
レー容量によって定められる。従っ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（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ヲ減少させるこ
とによって改善される。このようなインダクタンスの減
少は、たとえばコイルＬ１及びり、を直列でなく、並列
に接続することによって行なわれる。同じ２個のコイル
を並列に接続すれは、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し□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＋”ｌの並列接続によシ、別
の効果をも得ることができる。すなわち、患者の組織葡
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とり、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
っ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っても接続できる、たとえ
は比８図およびＭＳ９図に示すように、インピーダンス
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りて、コイ
ルＬ８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って、低インピーダ
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、上記回路のインピーダンスは、イ
ンダクタを形成する、通常は銅製フォイルである４体の
ｔｌは電気抵抗によってのみ形成される。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は市
くなシ、雑音の発生は少く、表示された画像の雑音によ
る画質低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っ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Ｌ、およびＬ２
の抵抗値が０．０１オームである場合に、０．ＩＶ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Ｃ５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Ｎ流を減少作用を行な
わない。

第１０図、第１１図および第１２図は、容量Ｃ１又はＣ
２又はその水力がインダクタ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、勾配磁界によって誘導される電流の回路のイン
ピー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ーダンス
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ーダンス、可聴周波数に対しては
高インピーダンスを呈するように選ばれる。たとえば１
５００　ｐＦの容量のときには、１５　ＭＨｚに於て約
７．１オーム、又１　ｋＨ７の場合には約１０６，００
０オームとなる。容量のりアクタンスは周波数に反比例
するので、インピーダンスの比は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
１５．０００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、他方や容量は取除かれ、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０２を用いれは、平衡したｒ、ｆ、電力
を供給することができるのでおる。

第１１図は、容量Ｃ１＋Ｃ！およびＣ３を使用し、容量
Ｃ８およびＣ８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Ｃ８の値は容量Ｃ１およびＣ７よシ
小さいので、この回路は、勾配磁界によって誘導される
電流を低下させるのに有効である。しかしこの回路によ
って生ずる不利益は、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、上記各ｉｔ　ｃ　ａ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。

従って容量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てれる
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。しかいこれらはしばしばフェロ磁性材
料を用いた軸受や軸を用いて構成されておシ、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０４の作用を容量ｃｌおよびＣ
２の中に含めた容量を、容量ｃ１およびＣ９の代シに配
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２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２軸に沿って設けられ、一様な靜磁界を形成す
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４２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っても発生する。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・やルス状に形成された
勾配値開用コイルとの磁束の鎖交によっても生ずる。

このような整形コイルは、それがどこにあっても、又一
方又は多数の方向に向けて設けられても、ノＱルス状の
勾配磁界用コイルと鎖交する限シ、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〆、上記整形コイ
ルの中に電流が誘導される。レンツの法則によって、誘
導された電流によって発生された磁界は、所定の短、い
時間間隔をもっ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って駆動されて
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笈化を発生させる。従って
、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って、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ーダンスを、
有効に増加させることができ、そのことによって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・ぞルス状
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５θ
および５２によりて駆動される。該電流源５０および５
２はハｉ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、ＮＭ
Ｒ宍示装置に於て、パルス状に変化する勾配磁界を形成
するために、訪起される不必要な電流を１１は理想的と
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ｆｉ−に組み合せることに
よっ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、チクロ
ン（Ｔｅｃｒｏｎ）１！！７５７０型増ｌＪ器であり、
この増巾器には定電流モジュールが設けられている。こ
の増巾器は直流からほぼ１０　ｋＨｚの帯域幅を有し、
最高出力電圧は正負１００　Ｖ、最高出力電流正負約２
ＯＡである。なお２０Ｖ電源によって約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ちる
のが適当である。たとえば増巾器の公称電圧が±１００
ｖの範囲にあるとき、これを駆動する電流源は公称±８
０な電力又はコンプライアンスが小さくてよい場合には
、チクロン製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
のうちの各チャンネルは第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、コイル電流社電圧信号に変換され、差動増巾器５
４にフィードバックされ、と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ョメータ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５゜の出力電流は所
望の！流に近似する値となる。

周知の電流源設計技術を用いて、フィードバック回路を
形成することによって、増巾器５ｏの出力電流を確実に
所望の値に近付けることができる。たとえに１磁気的に
鎖交するＡ？ルス状の勾配磁界によりて、調整コイル４
６内にいか々る電流変化が生じても、該電流変化は、上
記した定電流フィードパ、り回路によって小さいものと
なる。換言すれは、ノヤルス状の勾配磁界によって整形
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
失が少いように選はれる。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によって生ずる電圧降下を
減じた電圧値を乗することによって得られる（但しこの
場合抵抗器５８の抵抗値は０と仮定されている）。従っ
て、調整コイル４６を流れる電流を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 ５Ｘ（６０−５Ｘ２）＝５Ｘ（６０−１０）＝２５０ワ
ットとなる。

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１２
５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中を押え
る必要はない。それは彫画像表示装置の一例では、パル
ス状の勾配磁界によって整形コイル両端間に生ずる銹起
電圧の測定値は、１乃至２■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、間両像表示装置
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。 １１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、２軸方向に向き、少く
とも第１図の２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。 ＩＱ・・・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＝゛走動増巾器、５６・・・ポテンショメー
タ、５８・・・抵抗器。

Claims (9)

【特許請求の範囲】
1. （１）制御可能なパルス状勾配磁界を形成する少くとも
   １個の勾配磁界コイルと； 上記勾配磁界コイルと磁気的に結合することに↓シ誘導
   され、上記ノ４ルス状勾配磁界と反対方向に向かう磁界
   を生ずる電流を流す、複数個の並列接続されたコイル部
   を備えた少くとも１個の周辺コイルと； 上記周辺コイルの少くとも１個のコイル部と直列に接続
   され、該コイル部の上記誘導電流に対するインピーダン
   スを増大させる抑制手段、を具備する膿画像表示装置。
2. （２）上記抑制手段が、上記周辺コイルの上記コイル部
   と直列に接続された、少くとも１個のキャパシタを有す
   る、 特許請求の範囲第（１）項に記載の装置。
3. （３）上記周辺コイルが、並列に接続された少くとも２
   個のコイル部を有する無線周波コイルである、 特許請求の範囲第（２）項に記載の装置。
4. （４）それぞれ上記コイル部の１方に直列に接続され、
   バランスした無線周波電流全上記無線周波コイルに供給
   し又引出す少くとも２個のキャパシタを具備する特許請
   求の範囲第（３ン項に記載の装置。
5. （５）制御可能な・セルス状の勾配磁界を形成する少く
   とも１個の勾配磁界コイルと； 磁気的に上記勾配磁界コイルと鎖交し、上記パルス状の
   勾配磁界に誘導されて形成され、上記・ぞルス状の勾配
   磁界と反対方向の磁界を発生する誘導電流を流す少くと
   も１個の周辺コイルと； 上記周辺コイルに接続され、該コイルに誘導された電流
   に対するインピーダンスを増大させる電流を流す定電流
   源 を具備するＮＭＲ画像表示装置。
6. （６）　上記周辺コイルが、装置内の静電界の一様性を
   高める整形コイル（Ｓｈｉｍｍｉｎｇ　ｃｏｉｌ　）で
   ある、 特許請求の範囲第（５）項に記載の装置。
7. （７）上記定電流源が、該電流源及び上記整形コイルに
   対して直列に接続された電力消費用の抵抗器を有する特
   許請求の範囲第（６）項に記載の装置。
8. （８）複数個の巻回を有する複数個の巻線を具備する無
   線周波コイルに磁気的に結合された、少くとも１個のパ
   ルら状勾配磁界コイルを備えたＮＭＲ画像表示装置に於
   て、 上記複数個の巻線の１個を除いたおのおのと、無線周波
   電流の共通供給点に直列に接続されたキャノクシタを有
   すること を特徴とするＮＭＲ画像表示装置。
9. （９）無線周波コイルの上記複数個の巻線のそれぞれと
   、無線周波電流供給の共通点との間に直列に接続され、
   該巻線のおのおのに、平衡のとれた無線周波電流を給電
   するためのキヤ／ｅシタを有すること を特徴とするＮＭＲ画像表示装置。 α１　静磁界の整形に用いられる整形コイルに磁気的に
   結合される少くとも１個のパルス状勾配磁界発生コイル
   を具備するＮＭＲ画像表示装置に於て、 上記静電界整形コイルに所定の定電流を流すように接続
   された定電流源を有することを特徴とするＮＩＡｉＲ画
   像表示装置。 Ｏυ　上記定電流源が上記調整コイルととも直列に接続
   された電力消費用抵抗器を具備する特許請求の範囲第９
   １項に記載の照面像表示装置。 ｑ→　パルス状勾配磁界と、磁気的に上記パルス状勾配
   磁界と結合する少くとも１個の周辺コイルを用いるＮＭ
   Ｒ画像表示方法に於て、上記周辺コイルの一部と直列に
   少くとも１個のキャノ！ンタを接続することにより、上
   記パルス状勾配磁界に誘導されて上記周辺コイル内に生
   じた電流を抑制して、上記誘導された電流に対する該周
   辺コイルのインピを増加させるステップを有すること を特徴とする間両像再生方法。 ａ１ハルス状の勾配磁界を使用すると共に、磁気的に該
   パルス状勾配磁界に結合する少くとも１個の周辺コイル
   を有する照面像表示方法に於て、 上記パルス状勾配磁界によって、上記周辺コイルに誘導
   された電流を抑制するステップを有し、上記電流抑制に
   よって周辺コイル内を流れる誘導電流に対するインピー
   ダンスを増加させたこと、及び電流抑制ステ、プに於て
   は上記周辺コイルに電流を供給する定電流源を使用する
   こと を特徴とするＮＭＲ画像表示装置。