(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴（ＭＲ）装置の作動方法であって：
第１のRFパルスを発生させる段階と、
第２のRFパルスを発生させる段階と、
前記RFパルスと、磁気共鳴装置の検査ゾーン中の被験体の中にある対象の上に配置された電磁共鳴回路との間の相互作用によって誘起されるMR信号を検出する段階と、
前記MR信号を処理して少なくとも一つの空間方向に沿った信号強度分布を得る段階と、
前記分布におけるピークであって前記共鳴回路の位置を表すピークに関するデータを出力する段階とを有しており、
前記共鳴回路は、供給導線をもたず、ＲＦ磁場の周波数に同調されており、共鳴回路線質係数が異なる第１の状態および第２の状態をとることができ、
前記相互作用は：
前記共鳴回路が前記第１の状態にあるときの、前記第１のＲＦパルスによるフリップ角を伴う核磁化の誘起と、
前記共鳴回路が前記第２の状態にあるときの、前記第２のＲＦパルスによる核磁化のリフェーズと、
前記第１のRFパルスまたは前記第２のRFパルスの一方による、前記第１の状態と前記第２の状態との間の前記共鳴回路の切り換えとを含む
、方法。
【請求項２】
前記第１のＲＦパルスは低いパワー及び長いパルス持続時間を有し、前記第２のＲＦパルスは高いパワー及び短いパルス持続時間を有することを特徴とする、請求項１記載の方法。
【請求項３】
前記共鳴回路に含まれる非線形要素は切り換えのために使用されることを特徴とする、請求項２記載の方法。
【請求項４】
前記第２のＲＦパルスは前記共鳴回路を高い共鳴回路線質係数の状態から低い共鳴回路線質係数の状態へ切り換えることを特徴とする、請求項２記載の方法。
【請求項５】
磁気共鳴装置とともに使用するカテーテルであって、
共鳴回路線質係数が異なる第１の状態および第２の状態をとることができ、供給導線のない共鳴回路を有しており、該共鳴回路は、マイクロコイルの形のインダクタンス、該インダクタンスに並列に接続されるキャパシタンス及び該共鳴回路を前記第１の状態と前記第２の状態との間で切り換える切換要素を有しており、
前記切換要素は、
前記共鳴回路が前記第１の状態にあるときフリップ角を伴う核磁化を誘起するよう該共鳴回路と相互作用する第１のRFパルスと、
前記共鳴回路が前記第２の状態にあるとき核磁化をリフェーズするよう該共鳴回路と相互作用する第２のRFパルスと
のうちの一方を受けたときに前記共鳴回路を前記第１の状態と前記第２の状態との間で切り換えるよう構成されている、
カテーテル。
【請求項６】
前記切換要素がダイオードであることを特徴とする、請求項５記載のカテーテル。
【請求項７】
磁気共鳴（ＭＲ）装置であって：
検査領域に実質的に均一な安定した磁場を発生する主磁石と、
検査領域に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルシステムと、
検査領域中に少なくとも第１のRFパルスおよび第２のRFパルスを送信して、検査領域内に配置された対象中にスピン共鳴を励起するRF送信コイルと、
前記RFパルスによって誘起されたＭＲ信号を検査領域から受信するRF受信コイルとを含んでおり、
当該磁気共鳴装置は、その上に共鳴回路が配置された対象を位置を測定するよう構成されており、該共鳴回路は、インダクタンス、該インダクタンスに並列に接続されるキャパシタンス及び該共鳴回路を第１の状態と第２の状態との間で切り換える切換要素を有しており、
当該磁気共鳴装置は、フリップ角を伴う核磁化のための第１の振幅及び第１のパルス持続時間を有する第１のＲＦパルス、並びに、核磁化をリフェーズするための第２の振幅及び第２のパルス持続時間を有する第２のＲＦパルスが時間的に連続して発生するよう前記ＲＦパルスを制御する制御ユニットをも含んでおり、
前記第１のRFパルスまたは前記第２のRFパルスの一方により、前記切換要素が、前記共鳴回路を前記第１の状態と前記第２の状態との間で切り換える、
磁気共鳴装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴断層撮影の分野に関連する。本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）に基づいて動作する装置の検査ゾーン中の体の中にある特にカテーテルといった物体の位置測定を行う方法、即ち、請求項１の前段部に記載の方法に関連する。本発明はまた、請求項５及び請求項７の前段部に記載のカテーテル及びＭＲ装置に関連する。
【０００２】
【従来の技術】
上述の種類の方法及び装置は公知である（例えば特許文献１参照）。２次元又は３次元画像を形成するために磁場と核スピンの間の相互作用を用いる画像形成磁気共鳴方法（磁気共鳴撮像又ＭＲＩ）は、今日では広く用いられており、特に医用診断の分野では、軟構造を撮像する場合に多くの点で他の撮像方法よりも優れており、電離放射線を必要とせず、通常は侵襲的でないため、広く用いられている。
【０００３】
ＭＲ方法によれば、検査されるべき体は強い均一な磁場の中に配置され、この磁場の方向はまた測定が基礎とする座標系の軸（通常はｚ軸）を決める。磁場は、所定の周波数（ラーモア周波数）の交番する電磁場を印加することによって励起（スピン共鳴）されうる磁場の強さに依存して、個々の核スピンに対して異なるエネルギーレベルを生じさせる。巨視的には、個々の核スピンの分布は、磁場がｚ軸に対して垂直に延びているときに適当な周波数の電磁パルス（ＲＦパルス）を印加することによって螺旋状の経路に沿って均衡状態から逸脱されうる全体磁化を生じさせ、ｚ軸に対して歳差運動を行う。歳差運動は、フリップ角と称される開口角を有する円錐面を示す。フリップ角の大きさは、印加される電磁パルスの強さ及び持続時間に依存する。いわゆる９０°のパルスの場合、スピンはｚ軸から横平面（フリップ角９０°）へ偏向される。
【０００４】
ＲＦパルスの終了の後、磁化は緩和されて元の平衡状態へ戻り、その状態において、第１の時定数Ｔ1（スピン格子緩和時間）でｚ方向の磁化が生じ、第２の時定数Ｔ2で（スピン−スピン緩和時間）でｚ方向に垂直な方向の磁化が緩和する。磁化の変化は、磁化の変化がｚ軸に垂直な方向で（横磁化、時定数Ｔ2）測定されるよう従来通りの向きとされるコイルによって検出される。横磁化の崩壊は、９０°パルスの印加の後、同じ位相の順序付けられた状態から全ての位相角度が均一に分布される平衡状態への（局部的な磁場の不均質性によって生ずる）核スピンの遷移が続く（ディフェーズ）。ディフェーズは、リフォーカスパルス（１８０°）パルスによって補償されうる。これにより、検出コイル中にエコー信号（スピンエコー）が生ずる。
【０００５】
体の中の空間的な解像度を実現するために、３つの主軸に沿って延びる線形傾斜磁場が均一な磁場に重畳され、スピン共鳴周波数の線形空間依存性を与える。すると、検出コイルでピックアップされる信号は、時間軸から周波数軸へのフーリエ変換の後に体の中の異なる場所に関連付けられうる異なる周波数の成分を含む。
【０００６】
この種類の撮像ＭＲ方法は、また、特にカテーテルといった、体の中へ導入される医用器具の動きの位置を測定するため又は追跡するために使用されうる。
【０００７】
従って、器具（カテーテル）の位置を測定するために器具の先端にマイクロコイル及びキャパシタからなる閉共鳴回路を設けることが提案されている（特許文献１参照）。共鳴回路は、ＭＲ方法中に生ずる周波数に同調されているとき、ＲＦ信号を局部的に増加させ、従ってその共鳴の性質により体の中のフリップ角を増加させる。この局部的な増加は、器具の先端の位置を測定するために使用されるよう、ＭＲ撮像中に検出されうる。しかしながら、この方法では、器具の先端の位置の測定が撮像処理の一部に含まれるため比較的動作が遅いという問題がある。更に、共鳴回路によって増幅されるＲＦ信号と体の残る部分で生ずるＲＦ信号の重畳は、検出及び位置測定を妨げる。
【０００８】
位置測定のための他の方法は、マイクロコイルを有する非線形共鳴回路を使用するものである（例えば、特許文献２参照）。核磁化の励起は、スピン共鳴スペクトルの範囲と重なり合わない周波数スペクトルを有するＲＦパルスによって行われ、従ってマイクロコイルの近接磁場の外側では磁気共鳴は励起されない。しかしながら、非線形共鳴回路は、その非線形性のため、ＲＦパルスからＲＦ信号を発生し、このＲＦ信号は局部的にスピン共鳴周波数と重なり合い、磁気共鳴の局部的な励起を生じさせる。この局部的な核磁化は測定されえ、決定された位置は検査されるべき体のＭＲ画像中で再生されうる。
【０００９】
【特許文献１】
欧州特許第０９２８９７２号明細書
【特許文献２】
ドイツ国特許第１９９５６５９５号明細書
【発明が解決しようとする課題】
上述の方法は、共鳴周波数（ラーモア周波数）以外の周波数で動作する必要があること、また、非線形共鳴回路による高調波の形のラーモア周波数の発生はあまり効果的ではなく、低い磁場強度のみを生じさせることという欠点がある。
【００１０】
従って、本発明は、検査されるべき身体の中で簡単で、高速で、正確な位置測定を可能とする方法、カテーテル、及びＭＲ装置を提供することを目的とする。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
上記の目的は、ＲＦ磁場の周波数に同調され異なる共鳴回路線質係数の２つの状態をとりうる磁気共鳴回路が使用され、第１の段階では、共鳴回路が２つの状態のうちの一方であるときに第１のＲＦパルスによってフリップ角を伴う核磁化が誘起され、第２の段階では、共鳴回路が２つの状態のうちの他方であるときに第２のＲＦパルスによって核磁化がリフェーズされること、共鳴回路中に追加的な切換素子が設けられ、この切換素子は共鳴回路の共鳴回路線質係数に影響を与えること、並びに、フリップ角を伴う核磁化についての第１の振幅及び第１のパルス持続時間を有する第１のＲＦパルス、並びに、核磁化をリフェーズするための第２の振幅及び第２のパルス持続時間を有する第２のＲＦパルスが時間的に連続して発生するようＲＦパルスを制御する制御ユニットを含むことによって達成される。
【００１２】
本発明の基本的な考えは、供給導線がなく異なる共鳴線質係数を有しうる磁気共鳴回路によって位置が測定されうるカテーテルを提供することである。核磁化が第１のＲＦパルスによって励起され第２の続くＲＦパルスによって再びリフェーズされる（位相がそろえられる）と、共鳴回路は第１のＲＦパルスと第２のＲＦパルスについては異なる共鳴線質係数を有し、共鳴回路に関連付けられるコイルの外側では正味の効果はない。しかしながら、コイルの近接磁場中では、磁場の共鳴の増大（ステップアップ）が異なることにより正味の磁化が残り、この正味の磁化はＭＲ機器中で位置測定のために評価されうる。この種類の差動測定は、完全な画像の形成を必要とせず、患者にとって安全で、容易に実行されえ、追加的な機器を必要としない高速且つ正確なリアルタイムの位置測定を可能とする。更に、速さにより、位置測定は高い度合いで動きの影響を受けることはない。
【００１３】
本発明による方法の望ましい実施例によれば、共鳴回路は２つの状態間で切り換えられえ、位置測定を行っている間に２つの状態間で切り換えられる。これにより、適切に評価されうるはっきりとした区別が可能となる。
【００１４】
共鳴回路は望ましくはＲＦパルスによって切り換えられ、特に、切換には、核磁化またはそのリフェーズのために必要とされる２つのＲＦパルスのうちの１つが用いられる。これにより、共鳴回路に影響を与えるための更なる追加装置は必要とされないという利点がある。
【００１５】
本発明の方法の更なる望ましい実施例は、核磁化及びそのリフェーズのために２つのＲＦパルスが用いられ、これらのＲＦパルスのうちの１つは低いパワー及び長いパルス持続時間を有し、他のＲＦパルスは高いパワー及び短いパルス持続時間を有し、高いパワー及び短いパルス持続時間を有するＲＦパルスは共鳴回路を切り換えるために使用されることを特徴とする。
【００１６】
本発明の非常に簡単な実施は、共鳴回路に含まれる非線形要素が切り換えのために使用されるときに得られる。
【００１７】
しかしながら、共鳴回路に光学的に制御可能な要素を設け、共鳴回路を光信号によって切り換えることも可能である。
【００１８】
本発明によるカテーテルの望ましい実施例では、切換素子はダイオードによって形成され、即ちキャパシタに並列に接続される単純なダイオード、又はキャパシタンスに直列に接続される容量性ダイオード、又はフォトダイオードであり、フォトダイオードの場合は、フォトダイオード及び更なるキャパシタンスの直列接続がキャパシタンスに並列に接続される。
【００１９】
更なる実施例は従属項に記載されている。
【００２０】
【発明の実施の形態】
本発明の実施例について、以下、添付の図面を参照して詳述する。図１及び図２は、本発明による方法を実施するのに適したＭＲ装置を示す図である。図１に示すＭＲ画像を形成する装置（磁気共鳴検査装置とも称される）は、４つの主コイル１からなり、十分の数テスラから数テスラのオーダの磁束密度を有するｚ方向の均一な安定した磁場（主磁場）を発生（磁気誘導）する系を含む。主コイル１はｚ軸と同心であるよう配置され、球面２上に配置されうる。例えばテーブル面４上に置かれる患者１０といった検査されるべき対象は、これらのコイルの中に配置される。
【００２１】
ｚ軸方向に延びこの方向に線形に変化する第１の傾斜磁場を発生するために、球面２又は円筒状の面の上に４つの第１のコイル３が配置される。更に、やはりｚ軸方向に延びるが垂直方向（ｘ方向）に線形に変化する第２の傾斜磁場を発生する４つの第２のコイル７が設けられる。最後に、４つの第３のコイル５（そのうちの２つのみを図示する）を用いて、ｚ軸方向に延び図１の図の平面に対して垂直な（ｙ方向）平面上で線形に変化する第３の傾斜磁場が発生される。
【００２２】
医用器具６０（例えばカテーテル）は、検査されるべき患者の部分へ導入され、この器具の先端には共鳴回路６が設けられる。この体の部分は、ＲＦ送信コイル１１によって囲まれ、ＲＦ送信コイル１１にはＲＦパルスが印加され、スピン共鳴を励起するＲＦ磁場がこの部分を横切る。励起に続く緩和は、磁化の変化を生じさせ、これはＲＦ受信コイル１２中に対応する電圧を生じさせる（図２参照）。この電圧は、ＭＲ撮像のために評価され、傾斜磁場は励起された状態の位置測定を可能とする。
【００２３】
上述した装置の動作に本質的に重要な構成要素は、図２に示され、傾斜磁場波形発生器２０を制御する制御ユニット１７を含む。この発生器の出力には、第１の傾斜磁場増幅器２１、第２の傾斜磁場増幅器２２、第３の傾斜磁場増幅器２３が夫々接続される。これらの増幅器は、第１のコイル３、第２のコイル５、第３のコイル７についての夫々の電流を夫々発生する。これらの増幅器の利得計数は、導線３９を介して制御ユニット１７によって互いに独立に調整されえ、それによりコイル３、５、７はｘ、ｙ、及びｚ方向に傾斜磁場を発生し、検査されているゾーン中の対応する３つの空間方向にスライス選択が行われうる。
【００２４】
更に、制御ユニット１７は、傾斜磁場に依存するラーモア周波数に対してＲＦパルスの周波数を調整するため、及び、ＭＲ撮像のために異なる長さのＲＦパルスを発生するために、ＲＦ発生器１８を制御する。ＲＦパルスは、その利得が制御ユニット１７によって制御される増幅器に印加され、続いてＲＦ送信コイル１１に到達する。
【００２５】
励起された磁化の状態の緩和によってＲＦ受信コイル１２中に生ずるＭＲ信号は、発振器１３０からの（安定した磁場の局部的な強度によって決定されるラーモアまたはＭＲ周波数で）２つの互いに９０°ずれた搬送波発振を混合することによって直交復調器１３において復調され、それにより複素信号の実成分及び虚成分と考えられうる２つの信号を生成する。これらの信号は、アナログ・ディジタル変換器１４に印加される。最後に、画像処理ユニット１６はモニタ１５上での表示のためにＭＲ画像を既に知られた方法で再構成する。
【００２６】
図１の環境への電気導線を必要としない共鳴回路６は、種々の形状を有しうる。図３は、カテーテル６０（破線で示す）の先端に設けられる共鳴回路３０の回路図を示す。カテーテル６０は、図１に示すＭＲ装置の検査ゾーン中に置かれる検査されるべき人物（患者）１０の体の中に導入される。共鳴回路３０は、望ましくはマイクロコイルであるインダクタンス３１と、それに対して並列に接続されるキャパシタンス３２とを含む。インダクタンス３１とキャパシタンス３２は、ＭＲ装置によって励起される体の物質のラーモア周波数に本質的に同調される並列共鳴回路を形成する。ダイオード３３の形の非線形要素はキャパシタンス３２に対して並列に接続される。
【００２７】
共鳴回路３０は、核磁化の励起のためにＭＲ装置によって送信されるＲＦパルスを受ける。パルスのＲＦパワーが低いとき、ダイオード３３にかかる電圧は小さい。その場合、ダイオード３３は、その閾値電圧を超えていないため、導通状態ではない。すると、共鳴回路３０の共鳴線質係数は比較的高く、マイクロコイル３１の領域での局部ＲＦ磁場は係数Ｇ1＞＞１で乗算される。ＲＦパワーがかなり増加されると、ダイオード３３は導通状態となり、関連づけられるバイパス機能により共鳴線質係数を減少させる。即ち局部ＲＦ磁場はそのような高い度合いへ増加されず、乗算の係数は値Ｇ2＜Ｇ1をとる。
【００２８】
共鳴回路３０のこの挙動は、差動方法を実現するために使用されうる。共鳴回路３０の挙動は、図４中、時間（ｔ）に対する局部ＲＦ磁場（ＲＦ）の変化に基づいて示される。第１の段階において、カテーテル６０の領域において磁化をリフェーズするために比較的低いＲＦパワーを有する長いＲＦパルスが使用されると、カテーテル６０の先端、即ち、マイクロコイル３１の領域におけるフリップ角は、共鳴の増大によってかなり増加される（係数Ｇ1；図４中の曲線ａ；曲線ｅにおいてダイオードによるクリッピングは開始しない）。続いて（図４の境界線ｄからのように）、磁化をリフェーズするために１８０°ずれた位相と比較的高いＲＦパワーを有する第２の短いＲＦパルス（図４中、曲線ｂ）が印加されると、マイクロコイル３１の外側の領域中の励起された磁化はＲＦパルスの時間積分が同じであればゼロとなる。しかしながら、マイクロコイル３１の直ぐ近傍では、ダイオード３３のクリッピング挙動により共鳴の増大の効果が小さいため（係数Ｇ2；ダイオードによって決められるＲＦ磁場は図４中の曲線ｃに沿って延びる）磁化はゼロに等しくない。
【００２９】
カテーテル６０の先端は、投影中で単一のピークとして現れる。この文脈では、投影は、ＲＦパルスが（検査ゾーン中の）体積を励起することを意味すると理解されるべきである。エコー（スピンエコー）が生ずる瞬間、傾斜磁場は投影方向に印加される。得られた信号のフーリエ変換は投影を生じさせ、即ち、投影方向に対して垂直なスライスの積分から生ずる信号強度分布は空間座標に沿ってプロットされる。カテーテル６０によって生ずる顕著なピークがこのような投影中で検出されうるとき、１次元方向におけるその位置はこの測定によって見つけられる。カテーテル６０の空間中の位置は、３つの直交する空間方向上で全部で３つの測定を行うことによって決定される。投影によるこの位置測定は非常に高速である。しかしながら、カテーテル６０の位置測定が完全な画像の捕捉によって行われる場合は、（完全な画像を形成するには）これらの段階が２５６以上必要となり、それでもカテーテルが実際に検出されるかは確かではない。
【００３０】
位置測定の間、傾斜磁場の印加によって検査ゾーンの所与のスライスを選択することが可能であり、それにより多数のマークされた器具が存在する場合に夫々の共鳴回路（マーカ）と共に個々の器具を区別することが可能である。しかしながら、磁化をリフェーズするために第２のパルスが印加される前に、既に知られている方法でリフォーカスパルスによってスピンのリフォーカスが行われねばならない。
【００３１】
検査ゾーンの特定の体積が選択されない場合、測定シーケンスは以下の段階を含む：
パワー１を有するＲＦパルスを印加する；
カテーテルから遠い磁化をリフェーズするパワー２を有するＲＦパルスを印加する；
スピンエコーの場合に適切であればリフォーカスパルスを印加する；
投影方向の傾斜磁場を印加する；
データ捕捉を開始する。
【００３２】
しかしながら、検査ゾーンの所与の体積が選択されると、以下の測定シーケンスが得られる：
（経過によってリフォーカスありで、または、リフォーカスなしで）パワー１を有するＲＦパルスを有する傾斜磁場位置測定シーケンスを印加する；
カテーテルから遠い磁化をリフェーズするパワー２を有するＲＦパルスを印加し；同じ体積を選択する傾斜磁場シーケンスが印加される；
スピンエコーの場合に適切であればリフォーカスパルスを印加する；
投影方向の傾斜磁場を印加する；
データ捕捉を開始する。
【００３３】
また、ダイオード３３の代わりに、共鳴回路３０中で他の非線形構成要素を使用することが可能である。これについて可能な構成要素は、例えば、トランジスタ、電界効果構成要素（ソースとゲートが相互接続されたＦＥＴ）、またはいわゆるウォラストン（Wollaston）ワイヤ、即ち、電流を受けたときは非常に高速に加熱され、それにより抵抗を増加させるプラチナ等の非常に細いワイヤである。また、十分に小さく構成されていれば種々の熱抵抗器（ＰＴＣ，ＮＴＣ）、及び、飽和可能な誘電体（強誘電体）を有するキャパシタが可能である。しかしながら、ダイオードが断然に最も適している。
【００３４】
ＭＲ装置によって形成される画像がマーカによって乱されないべきである場合、高い電力の短いＲＦパルスによって共鳴の増大（step-up）が大きい状態へ切り換えられる他の共鳴回路が使用されうる。図５は、かかる共鳴回路の実施例を示す図である。図５に示される共鳴回路３４は、やはりマイクロコイル３５と並列接続されたキャパシタンス３６とを含む。並列接続には、キャパシタンスと直列に接続されるキャパシタンスダイオード（バリキャップ（varicap）ダイオード）３７が設けられ、更なるダイオード３８はこのキャパシタンスダイオードに並列に接続される。ダイオード３８は、出来る限り小さい順方向電圧を有するべきである。休止状態では、キャパシタンスダイオード３７は高いキャパシタンスを有し、共鳴回路３４の共鳴周波数は低い。キャパシタンスダイオード３７は、強いＲＦパルス（この場合は低い周波数を有するパルスも）によって充電され、そのキャパシタンスが低下される。そして共鳴回路３４の共鳴周波数が増加する。この状態は、短い時間に亘って得られる。
【００３５】
まず第１のＲＦパルスによって磁化を回転させ、この磁化を第２のＲＦパルスによってリフェーズする上述の差動方法は、磁化に影響を与えるためにパルス間で切り換えられうる全てのマーカに対して適用可能である。更なる切り換え可能なマーカの例としては、光学的に切り換え可能な共鳴回路がある。この種類の共鳴回路は図３に示すものに非常に似た構成を有し、ダイオード３３はフォトダイオードによって置換される。光導体を介して、ＲＦパルス間にカテーテル６０に対して光パルスが印加され、この光パルスはフォトダイオードを導通状態とし、従って共鳴回路の線質係数を低下させる。
【００３６】
【発明の効果】
概して、差動方法の利点は、差動が１ミリ秒以内に行われるため、ＭＲ画像の動きによる効果が高い度合いで除去されることである。
【００３７】
全体として、本発明は以下の利点を有する：
位置測定が正確である；
位置測定がリアルタイムで実行される；
患者にとってＲＦに対して安全な方法である；
マーカは容易に構成されえ、ＭＲ装置中に他の追加的な装置を必要としない；
差分画像中に動きによる乱れが生じない。
【図面の簡単な説明】
【図１】  本発明による方法を実施するのに適したＭＲ装置を簡単に示す図である。
【図２】  図１の装置の回路図である。
【図３】  本発明の第１の実施例による共鳴回路のカテーテル中の回路図及び配置を示す図である。
【図４】  本発明による方法に従った位置測定のためのＲＦパルスの典型的なシーケンスを示す図である。
【図５】  本発明による共鳴回路の第２の実施例の回路図である。
【符号の説明】
１    主コイル
２    球面
３    コイル
４    テーブル面
５    コイル
６    共鳴回路
７    コイル
１０    患者
１１    ＲＦ送信コイル
１２    ＲＦ受信コイル
１３    直交復調器
１４    アナログ・ディジタル変換回路
１５    モニタ
１６    画像処理ユニット
１７    制御ユニット
１８    ＲＦ発生器
１９    増幅器
２０    傾斜磁場波形発生器
２１    傾斜磁場増幅器
２２    傾斜磁場増幅器
２３    傾斜磁場増幅器
３０    共鳴回路
３１    インダクタンス
３２    キャパシタンス
３３    ダイオード
３４    共鳴回路
３５    インダクタンス
３６    キャパシタンス
３７    キャパシタンスダイオード
３８    ダイオード
３９    導線
６０    カテーテル（医用機器）
１３０    発振器
【図１】
0004149232.tif 000002
【図２】
0004149232.tif 000003
【図３】
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【図４】
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【図５】
0004149232.tif 000006