JP2013046666A - Nuclear magnetic resonance signal processing apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、核磁気共鳴（Magnetic Resonance）信号処理装置に関し、特に核磁気共鳴信号処理装置の受信部に関する。 The present invention relates to a nuclear magnetic resonance signal processing apparatus, and more particularly to a receiving unit of a nuclear magnetic resonance signal processing apparatus.
核磁気共鳴信号処理装置では、使用するシーケンスやスライス厚さの違いによって、受信コイルが受信する核磁気共鳴信号の信号強度が大きく変動する。この核磁気共鳴信号の信号強度は、微弱であるため画像処理に必要な強度にまで増幅器で増幅する。この増幅器に入力される信号のＳＮＲ（Signal Noise Ratio）と、増幅器から出力される信号のＳＮＲとの比であるノイズフィギュア（Noise Figure: 雑音指数）は、その劣化が小さいことが好ましい。 In the nuclear magnetic resonance signal processing apparatus, the signal intensity of the nuclear magnetic resonance signal received by the receiving coil varies greatly depending on the sequence used and the difference in slice thickness. Since the signal intensity of the nuclear magnetic resonance signal is weak, it is amplified by an amplifier to the intensity required for image processing. It is preferable that the noise figure (Noise Figure), which is the ratio between the SNR (Signal Noise Ratio) of the signal input to the amplifier and the SNR of the signal output from the amplifier, has a small deterioration.
特許文献１に開示される核磁気共鳴信号処理装置は、ノイズフィギュアの劣化を防ぐために、核磁気共鳴信号を同一の増幅器ではなく、閾値より大きい場合と小さい場合とで増幅器を切り替えている。特許文献１で示されるように、増幅器の前段に減衰器（アッテネータ）が配置されている。 In the nuclear magnetic resonance signal processing apparatus disclosed in Patent Document 1, the amplifier is switched between a case where the nuclear magnetic resonance signal is larger than a threshold value and a case where it is smaller than the same amplifier, in order to prevent noise figure degradation. As shown in Patent Document 1, an attenuator (attenuator) is arranged in front of the amplifier.
しかし、特許文献１で示されるように、増幅器の前段に減衰器が配置されると、受信コイルからアナログデジタル変換器までの系全体で、ノイズフィギュアが大きくなってしまっていた。 However, as shown in Patent Document 1, when an attenuator is arranged in front of an amplifier, the noise figure becomes large in the entire system from the receiving coil to the analog-digital converter.
そこで、本発明は、受信コイルからアナログデジタル変換器までの系全体でノイズフィギュアが大きくならない核磁気共鳴信号処理装置を提供する。 Therefore, the present invention provides a nuclear magnetic resonance signal processing apparatus in which the noise figure does not increase in the entire system from the receiving coil to the analog-digital converter.
第１の観点の核磁気共鳴信号処理装置は、被検体から発生した核磁気共鳴信号を核磁気共鳴信号処理として画像化する。その核磁気共鳴信号処理装置は、核磁気共鳴信号を受信する受信コイルと、この受信コイルが受信した核磁気共鳴信号を増幅する増幅器と、この増幅器で増幅された核磁気共鳴信号を所定の周波数に変換する周波数変換部と、周波数変換部で所定の周波数に変換された核磁気共鳴信号の信号強度を調節する信号強度調整器と、信号強度調整器で調整された核磁気共鳴信号をデジタルの核磁気共鳴信号に変換するＡ／Ｄ変換器と、を備える。 The nuclear magnetic resonance signal processing apparatus according to the first aspect images a nuclear magnetic resonance signal generated from a subject as nuclear magnetic resonance signal processing. The nuclear magnetic resonance signal processing apparatus includes a receiving coil that receives a nuclear magnetic resonance signal, an amplifier that amplifies the nuclear magnetic resonance signal received by the receiving coil, and a nuclear magnetic resonance signal amplified by the amplifier at a predetermined frequency. A frequency converter that converts the signal to a predetermined frequency by the frequency converter, a signal strength adjuster that adjusts the signal strength of the nuclear magnetic resonance signal that has been converted to a predetermined frequency by the frequency converter, And an A / D converter for converting into a nuclear magnetic resonance signal.
第２の観点の核磁気共鳴信号処理装置は、Ａ／Ｄ変換器からの核磁気共鳴信号の出力に基づいて、信号強度変換器を調整する。
第３の観点の核磁気共鳴信号処理装置において、信号強度調整器は、電圧制御アンプを含み、電圧制御アンプは電圧によって核磁気共鳴信号を連続的に変化させる。
第４の観点の核磁気共鳴信号処理装置は、周波数変換部と電圧制御アンプとの間に、バンドパスフィルタを配置する。
The nuclear magnetic resonance signal processing apparatus according to the second aspect adjusts the signal intensity converter based on the output of the nuclear magnetic resonance signal from the A / D converter.
In the nuclear magnetic resonance signal processing apparatus according to the third aspect, the signal intensity adjuster includes a voltage control amplifier, and the voltage control amplifier continuously changes the nuclear magnetic resonance signal according to the voltage.
In the nuclear magnetic resonance signal processing apparatus according to the fourth aspect, a band-pass filter is disposed between the frequency conversion unit and the voltage control amplifier.
本発明は、受信コイルからアナログデジタル変換器までの受信部において、ノイズフィギュアを低減できる。 The present invention can reduce noise figures in the receiving section from the receiving coil to the analog-digital converter.
以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて詳細に説明する。なお、本発明の範囲はこれらの形態に限られるものではない。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The scope of the present invention is not limited to these forms.
＜核磁気共鳴信号処理装置の構成＞
図１は、本実施の形態の核磁気共鳴信号処理装置１０の概略構成図である。図１を参照して、本実施形態の核磁気共鳴信号処理装置１０の構成及びその基本動作について述べる。
<Configuration of nuclear magnetic resonance signal processing apparatus>
FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a nuclear magnetic resonance signal processing apparatus 10 of the present embodiment. With reference to FIG. 1, the configuration and basic operation of the nuclear magnetic resonance signal processing apparatus 10 of the present embodiment will be described.
本実施形態の核磁気共鳴信号処理装置１０は、マグネットシステム１００、勾配コイル駆動部１３、ＲＦコイル駆動部１４、データ受信部１５、シーケンス制御部１６、データ処理部１７、表示部１８及び操作部１９を有する。 The nuclear magnetic resonance signal processing apparatus 10 of the present embodiment includes a magnet system 100, a gradient coil driving unit 13, an RF coil driving unit 14, a data receiving unit 15, a sequence control unit 16, a data processing unit 17, a display unit 18, and an operation unit. 19
マグネットシステム１００は、主磁場コイル部１０２、勾配コイル部１０６及びＲＦコイル部１０８を有している。これら各コイル部は概ね円筒状の形状を有し、概ね円柱状のボアに互いに同軸状に配置されている。被検者ＳＢはボア内の寝台１１０に載っている。寝台１１０は、撮影部位に応じて、マグネットシステム１００内のボア内を移動可能になっている。 The magnet system 100 includes a main magnetic field coil unit 102, a gradient coil unit 106, and an RF coil unit 108. Each of these coil portions has a substantially cylindrical shape, and is arranged coaxially with each other in a substantially columnar bore. The subject SB is placed on a bed 110 in the bore. The bed 110 can move in the bore in the magnet system 100 according to the imaging region.
主磁場コイル部１０２は、マグネットシステム１００の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は、概ね被検者ＳＢの体軸の方向に平行であり水平磁場を形成する。主磁場コイル部１０２は、通常、超伝導コイルを用いて構成される。主磁場コイル部１０２は、超伝導コイルに限らず永久磁石等を用いて構成してもよい。 The main magnetic field coil unit 102 forms a static magnetic field in the internal space of the magnet system 100. The direction of the static magnetic field is generally parallel to the direction of the body axis of the subject SB and forms a horizontal magnetic field. The main magnetic field coil unit 102 is usually configured using a superconducting coil. The main magnetic field coil section 102 is not limited to a superconducting coil, and may be configured using a permanent magnet or the like.
勾配コイル部１０６は、互いに直交する３軸、すなわち、スライス軸、位相軸及び周波数軸の方向において、それぞれ主磁場コイル部１０２によって形成された静磁場強度に勾配を持たせるための３種の勾配磁場を発生する。このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部１０６は、図示しない３系統の勾配コイルを有する。勾配コイル部１０６には勾配コイル駆動部１３が接続されており、勾配コイル駆動部１３は、勾配コイル部１０６に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配コイル駆動部１３は、勾配コイル部１０６における３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。 The gradient coil unit 106 has three types of gradients for imparting gradients to the static magnetic field strength formed by the main magnetic field coil unit 102 in the three axes orthogonal to each other, that is, in the direction of the slice axis, the phase axis, and the frequency axis. Generate a magnetic field. In order to make it possible to generate such a gradient magnetic field, the gradient coil unit 106 has three gradient coils (not shown). A gradient coil drive unit 13 is connected to the gradient coil unit 106, and the gradient coil drive unit 13 gives a drive signal to the gradient coil unit 106 to generate a gradient magnetic field. The gradient coil drive unit 13 includes three drive circuits (not shown) corresponding to the three gradient coils in the gradient coil unit 106.
静磁場空間における互いに直交する座標軸をＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸としたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。本実施形態は、スライス軸を被検者ＳＢの体軸の方向をＺ軸方向とし、残り２軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。なお、スライス軸、位相軸及び周波数軸は、相互間の直交性を保ったまま、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。 When the coordinate axes orthogonal to each other in the static magnetic field space are the X axis, the Y axis, and the Z axis, any of the axes can be a slice axis. In the present embodiment, the slice axis is the Z-axis direction as the body axis direction of the subject SB, one of the remaining two axes is the phase axis, and the other is the frequency axis. Note that the slice axis, the phase axis, and the frequency axis can have an arbitrary inclination with respect to the X, Y, and Z axes while maintaining the orthogonality therebetween.
ＲＦコイル部１０８は、静磁場空間に被検者ＳＢの体内のスピンを励起するための高周波磁場を形成する。高周波磁場が形成されることをＲＦ励起信号の送信といい、ＲＦ励起信号をＲＦパルスという。ＲＦコイル部１０８にはＲＦコイル駆動部１４が接続されている。ＲＦコイル駆動部１４は、ＲＦコイル部１０８に駆動信号を与え、その駆動信号に基づいてＲＦコイル部１０８はＲＦパルスを送信する。励起されたスピンが生じる電磁波すなわち核磁気共鳴信号は、ＲＦコイル部１０８によって受信される。ＲＦコイル部１０８にはデータ受信部１５が接続されている。データ受信部１５は、ＲＦコイル部１０８が受信した核磁気共鳴信号をそのまま受け取る。 The RF coil unit 108 forms a high-frequency magnetic field for exciting spins in the body of the subject SB in the static magnetic field space. Formation of a high-frequency magnetic field is called transmission of an RF excitation signal, and the RF excitation signal is called an RF pulse. The RF coil drive unit 14 is connected to the RF coil unit 108. The RF coil drive unit 14 gives a drive signal to the RF coil unit 108, and the RF coil unit 108 transmits an RF pulse based on the drive signal. An electromagnetic wave generated by the excited spin, that is, a nuclear magnetic resonance signal is received by the RF coil unit 108. A data receiving unit 15 is connected to the RF coil unit 108. The data receiving unit 15 receives the nuclear magnetic resonance signal received by the RF coil unit 108 as it is.
具体的には、ＲＦコイル部１０８は、複数の受信コイルを用いたマルチレシーバ（Multi Receiver）を用いることができる。マルチレシーバは、相対的に高感度な受信コイルを複数個並べる構成である。 Specifically, the RF coil unit 108 can use a multi receiver using a plurality of receiving coils. The multi-receiver has a configuration in which a plurality of relatively highly sensitive receiving coils are arranged.
ＲＦコイル部１０８で検出しデータ受信部１５で受けた核磁気共鳴信号は、周波数ドメイン（周波数領域）、例えばフーリエ空間の信号となる。位相軸方向及び周波数軸方向の勾配により、核磁気共鳴信号のエンコードを２軸で行う。このため、核磁気共鳴信号は、たとえば、周波数空間をフーリエ空間で例示すると、二次元フーリエ空間における信号として得られる。二次元フーリエ空間をｋ空間（K-space）ともいう。位相（フェーズ）エンコード勾配磁場及び周波数エンコード（リードアウト）勾配磁場は、二次元フーリエ空間における信号のサンプリング位置を決定する。 The nuclear magnetic resonance signal detected by the RF coil unit 108 and received by the data receiving unit 15 is a signal in the frequency domain (frequency domain), for example, Fourier space. The nuclear magnetic resonance signal is encoded in two axes by the gradient in the phase axis direction and the frequency axis direction. For this reason, the nuclear magnetic resonance signal can be obtained as a signal in a two-dimensional Fourier space, for example, when the frequency space is illustrated as a Fourier space. The two-dimensional Fourier space is also referred to as k-space. The phase encoding and magnetic field encoding (readout) gradient fields determine the sampling position of the signal in two-dimensional Fourier space.
勾配コイル駆動部１３、ＲＦコイル駆動部１４及びデータ受信部１５にはシーケンス制御部１６が接続されている。 A sequence control unit 16 is connected to the gradient coil drive unit 13, the RF coil drive unit 14, and the data reception unit 15.
シーケンス制御部１６は、操作者に入力された撮影条件、すなわち撮影プロトコルに従い、勾配コイル駆動部１３及びＲＦコイル駆動部１４を駆動させる。 The sequence control unit 16 drives the gradient coil driving unit 13 and the RF coil driving unit 14 in accordance with the imaging conditions input by the operator, that is, the imaging protocol.
表示部１８は、グラフィックディスプレー等で構成されている。表示部１８はデータ処理部１７に接続されている。表示部１８は操作画面、及び画像再構成された画像などを表示することができる。 The display unit 18 is configured by a graphic display or the like. The display unit 18 is connected to the data processing unit 17. The display unit 18 can display an operation screen, an image reconstructed image, and the like.
操作部１９は、ポインティングデバイスを有するキーボード等で構成される。操作部１９はデータ処理部１７に接続されている。操作部１９は、操作者によって表示部１８を介して操作される。操作部１９は、キーボード等の代わりに表示部１８にタッチパネルを配置してもよい。 The operation unit 19 includes a keyboard having a pointing device. The operation unit 19 is connected to the data processing unit 17. The operation unit 19 is operated by the operator via the display unit 18. The operation unit 19 may arrange a touch panel on the display unit 18 instead of a keyboard or the like.
データ受信部１５が受けた多くの核磁気共鳴信号がデータ処理部１７に入力される。データ処理部１７は、データ受信部１５が受けた核磁気共鳴信号を不図示の記憶部に記憶させる。記憶部内にはｋ空間に対応するデータ空間が形成される。 Many nuclear magnetic resonance signals received by the data receiving unit 15 are input to the data processing unit 17. The data processing unit 17 stores the nuclear magnetic resonance signal received by the data receiving unit 15 in a storage unit (not shown). A data space corresponding to the k space is formed in the storage unit.
続いて、核磁気共鳴信号処理装置１０のデータ受信部１５について、図２を参照しながら、説明する。なお、図２は、ＲＦコイル部１０８の一本の受信コイルに接続されたデータ受信部１５を示している。ＲＦコイル部１０８が、複数の受信コイルを用いたマルチレシーバであれば、各コイルはプリアンプ１５１等に接続されている。 Next, the data receiving unit 15 of the nuclear magnetic resonance signal processing apparatus 10 will be described with reference to FIG. 2 shows the data receiving unit 15 connected to one receiving coil of the RF coil unit 108. If the RF coil unit 108 is a multi-receiver using a plurality of receiving coils, each coil is connected to the preamplifier 151 and the like.
図２は、データ受信部１５の構成を示すブロック図である。データ受信部１５は、ＲＦコイル部１０８の１本の受信コイルに接続されたプリアンプ１５１、ローパスフィルタ１５２、周波数を変換するミキサ１５３及びバンドパスフィルタ１５４を有している。さらに、データ受信部１５は、ローノイズアンプ１５５、信号強度を調節する電圧制御アンプ１５６、アンチエイリアジングフィルタ１５７及びＡ／Ｄ変換器１５８を有している。ミキサ１５３には局所発振器１５９が接続されている。また、データ受信部１５において、ローノイズアンプ１５５からＡ／Ｄ変換器１５８は、ディスクリート部品であってもよいし、ローノイズアンプ１５５からＡ／Ｄ変換器１５８をＩＣ化した素子を用いてもよい。図２では、ＲＦコイル部１０８の１本の受信コイルに対して、１つのデータ受信部１５が配置されている。しかし、マルチレシーバであれば、ＲＦコイル部１０８の複数（例えば８本）の受信コイルに対して、１つのＩＣ化した素子を配置してもよい。複数の受信コイルに少数のＩＣを用意するだけであると、低コスト化、小型化及び省パワーが実現される。 FIG. 2 is a block diagram showing a configuration of the data receiving unit 15. The data receiving unit 15 includes a preamplifier 151, a low-pass filter 152, a mixer 153 that converts a frequency, and a band-pass filter 154 that are connected to one receiving coil of the RF coil unit 108. Further, the data receiving unit 15 includes a low noise amplifier 155, a voltage control amplifier 156 that adjusts signal strength, an anti-aliasing filter 157, and an A / D converter 158. A local oscillator 159 is connected to the mixer 153. In the data receiving unit 15, the low noise amplifier 155 to the A / D converter 158 may be discrete components, or an element in which the low noise amplifier 155 to the A / D converter 158 is integrated into an IC may be used. In FIG. 2, one data receiving unit 15 is arranged for one receiving coil of the RF coil unit 108. However, in the case of a multi-receiver, one IC element may be arranged for a plurality of (for example, eight) receiving coils of the RF coil unit 108. If only a small number of ICs are prepared for a plurality of receiving coils, cost reduction, size reduction, and power saving can be realized.
ＲＦコイル部１０８によって受信された核磁気共鳴信号ｆｒは例えば、６３．８６ＭＨｚとなっている。この核磁気共鳴信号ｆｒは信号強度が弱いため、プリアンプ１５１が核磁気共鳴信号ｆｒを増幅する。ローパスフィルタ１５２は増幅された核磁気共鳴信号ｆｒのノイズ成分をカットする。ミキサ１５３は、局所発振器１５９から発生する例えば８０ＭＨｚの局所参照信号ｆ１と核磁気共鳴信号ｆｒとをミキシングする。ミキサ１５３は、例えば、６３．８６ＭＨｚの核磁気共鳴信号ｆｒと８０ＭＨｚの信号とをミキシングすることにより、ｆ２＝ｆ１−ｆｒ＝１６．１４ＭＨｚの核磁気共鳴信号ｆ２に変換する。 The nuclear magnetic resonance signal fr received by the RF coil unit 108 is, for example, 63.86 MHz. Since the nuclear magnetic resonance signal fr has a low signal intensity, the preamplifier 151 amplifies the nuclear magnetic resonance signal fr. The low-pass filter 152 cuts the noise component of the amplified nuclear magnetic resonance signal fr. The mixer 153 mixes, for example, the 80 MHz local reference signal f1 generated from the local oscillator 159 and the nuclear magnetic resonance signal fr. The mixer 153, for example, mixes the 63.86 MHz nuclear magnetic resonance signal fr and the 80 MHz signal, thereby converting the signal to f2 = f1−fr = 1.14 MHz nuclear magnetic resonance signal f2.
周波数変換された核磁気共鳴信号ｆ２は、バンドパスフィルタ１５４に送られる。バンドパスフィルタ１５４は、ミキシング時に発生した不要な信号を除去する。例えばバンドパスフィルタ１５４は、１６．１４ＭＨｚ±０．５ＭＨｚの範囲を超えた信号を除去する。次にローノイズアンプ１５５は、核磁気共鳴信号ｆ２を増幅する。 The frequency-converted nuclear magnetic resonance signal f2 is sent to the bandpass filter 154. The band pass filter 154 removes unnecessary signals generated during mixing. For example, the band pass filter 154 removes a signal that exceeds the range of 16.14 MHz ± 0.5 MHz. Next, the low noise amplifier 155 amplifies the nuclear magnetic resonance signal f2.
増幅された核磁気共鳴信号ｆ２は、電圧制御アンプ１５６に送られる。電圧制御アンプ１５６は、核磁気共鳴信号ｆ２の信号強度を調整する。例えば、電圧制御アンプ１５６に入る核磁気共鳴信号ｆ２の信号強度が１２ｄＢであった場合に、電圧制御アンプ１５６から出る核磁気共鳴信号ｆ２の信号強度を１０ｄＢにする。また、電圧制御アンプ１５６に入る核磁気共鳴信号ｆ２の信号強度が８ｄＢであった場合に、電圧制御アンプ１５６から出る核磁気共鳴信号ｆ２の信号強度を１０ｄＢにする。このように、Ａ／Ｄ変換器１５８に入力される核磁気共鳴信号ｆ２の信号強度を一定にする。 The amplified nuclear magnetic resonance signal f2 is sent to the voltage control amplifier 156. The voltage control amplifier 156 adjusts the signal intensity of the nuclear magnetic resonance signal f2. For example, when the signal intensity of the nuclear magnetic resonance signal f2 entering the voltage control amplifier 156 is 12 dB, the signal intensity of the nuclear magnetic resonance signal f2 output from the voltage control amplifier 156 is set to 10 dB. When the signal intensity of the nuclear magnetic resonance signal f2 entering the voltage control amplifier 156 is 8 dB, the signal intensity of the nuclear magnetic resonance signal f2 output from the voltage control amplifier 156 is set to 10 dB. Thus, the signal intensity of the nuclear magnetic resonance signal f2 input to the A / D converter 158 is made constant.
電圧制御アンプ１５６は、Ａ／Ｄ変換器１５８からのフィードバック信号に基づいて、核磁気共鳴信号ｆ２の信号強度を調整する。つまり、電圧制御アンプ１５６は、Ａ／Ｄ変換器１５８に適した値になるように、核磁気共鳴信号ｆ２の信号強度を調整している。電圧制御アンプ１５６は、電圧を細かく制御することで核磁気共鳴信号ｆ２の信号強度を連続的に変化させることができる。 The voltage control amplifier 156 adjusts the signal intensity of the nuclear magnetic resonance signal f2 based on the feedback signal from the A / D converter 158. That is, the voltage control amplifier 156 adjusts the signal intensity of the nuclear magnetic resonance signal f2 so as to have a value suitable for the A / D converter 158. The voltage control amplifier 156 can continuously change the signal intensity of the nuclear magnetic resonance signal f2 by finely controlling the voltage.
さらにアンチエイリアジングフィルタ１５７は、核磁気共鳴信号ｆ２の雑音(alias)をフィルタリングする。アンチエイリアジングフィルタ１５７は、バンドパスフィルタの一種である。核磁気共鳴信号ｆ２はＡ／Ｄ変換器１５８でアナログからデジタルに変換される。デジタル化された核磁気共鳴信号ｆ２は、データ処理部１７に送られる。データ処理部１７は、データ受信部１５が受けた核磁気共鳴信号ｆ２をフーリエ変換して不図示の記憶部に記憶させる。デジタル化された核磁気共鳴信号ｆ２は、電圧制御アンプ１５６にフィードバックされる。例えばＡ／Ｄ変換器１５８からの出力が大きいときには、電圧制御アンプ１５６の出力を減少する指令が電圧制御アンプ１５６にフィードバックされる。そして、Ａ／Ｄ変換器１５８からの出力が小さいときには、電圧制御アンプ１５６の出力を増幅する指令が電圧制御アンプ１５６にフィードバックされる。 Further, the anti-aliasing filter 157 filters noise of the nuclear magnetic resonance signal f2. The anti-aliasing filter 157 is a kind of band pass filter. The nuclear magnetic resonance signal f2 is converted from analog to digital by the A / D converter 158. The digitized nuclear magnetic resonance signal f2 is sent to the data processing unit 17. The data processing unit 17 performs a Fourier transform on the nuclear magnetic resonance signal f2 received by the data receiving unit 15 and stores it in a storage unit (not shown). The digitized nuclear magnetic resonance signal f2 is fed back to the voltage control amplifier 156. For example, when the output from the A / D converter 158 is large, a command to decrease the output of the voltage control amplifier 156 is fed back to the voltage control amplifier 156. When the output from the A / D converter 158 is small, a command for amplifying the output of the voltage control amplifier 156 is fed back to the voltage control amplifier 156.
上記構成により、データ受信部１５のノイズフィギュアが小さくなる。
図３は、入力信号強度に対するノイズフィギュアを示した図である。より詳細に説明すると、図３は、ＲＦコイル部１０８からデータ受信部１５に入力される核磁気共鳴信号ｆｒが、データ受信部１５から出力される際に、どれだけのノイズフィギュアが生じるかを示したグラフである。
With the above configuration, the noise figure of the data receiving unit 15 is reduced.
FIG. 3 is a diagram showing a noise figure with respect to the input signal intensity. More specifically, FIG. 3 shows how many noise figures are generated when the nuclear magnetic resonance signal fr input from the RF coil unit 108 to the data receiving unit 15 is output from the data receiving unit 15. It is the shown graph.
図３の横軸は、ＲＦコイル部１０８からデータ受信部１５に入力される核磁気共鳴信号ｆｒを採り、縦軸はノイズフィギュア（ｄＢ）である。核磁気共鳴信号ｆｒの信号強度は、１３段階に区分けされており、第１段目が最も強い核磁気共鳴信号ｆｒであり、第１３段目が最も弱い核磁気共鳴信号ｆｒである。そして、一点鎖線のグラフＰＡは従来のデータ受信部の測定結果であり、点線のグラフＩＶは本実施形態のデータ受信部１５の測定結果である。従来のデータ受信部は、本実施形態のプリアンプ１５１とローパスフィルタ１５２との間に抵抗を用いた減衰器が配置される構成である。また、従来のデータ受信部は、本実施形態のように、電圧制御アンプ１５６を有していない。 The horizontal axis in FIG. 3 represents the nuclear magnetic resonance signal fr input from the RF coil unit 108 to the data receiving unit 15, and the vertical axis represents a noise figure (dB). The signal intensity of the nuclear magnetic resonance signal fr is divided into 13 stages, the first stage is the strongest nuclear magnetic resonance signal fr, and the 13th stage is the weakest nuclear magnetic resonance signal fr. A dashed-dotted line graph PA is a measurement result of the conventional data receiving unit, and a dotted line graph IV is a measurement result of the data receiving unit 15 of the present embodiment. The conventional data receiving unit has a configuration in which an attenuator using a resistor is disposed between the preamplifier 151 and the low-pass filter 152 of the present embodiment. In addition, the conventional data receiving unit does not have the voltage control amplifier 156 as in the present embodiment.
図３のグラフから理解されるように、特にＲＦコイル部１０８からの核磁気共鳴信号ｆｒが大きい場合（第１段目から第６段目までの核磁気共鳴信号ｆｒ）、従来のデータ受信部の構成では、ノイズフィギュアが大きい。一方、本実施形態のデータ受信部１５は、ＲＦコイル部１０８からの核磁気共鳴信号ｆｒが大きくてもノイズフィギュアを小さく抑えることができる。 As can be understood from the graph of FIG. 3, particularly when the nuclear magnetic resonance signal fr from the RF coil unit 108 is large (the nuclear magnetic resonance signal fr from the first stage to the sixth stage), the conventional data receiving unit. In the configuration, the noise figure is large. On the other hand, the data receiving unit 15 of the present embodiment can keep the noise figure small even if the nuclear magnetic resonance signal fr from the RF coil unit 108 is large.
以上、本発明の最適な実施形態について詳細に説明したが、当業者に明らかなように、本発明はその技術的範囲内において実施形態に様々な変更・変形を加えて実施することができる。例えば、本実施形態では、信号強度調整器として電圧制御アンプを用いたが、可変抵抗機器を用いてもよい。 As described above, the optimal embodiment of the present invention has been described in detail. However, as will be apparent to those skilled in the art, the present invention can be implemented with various modifications and variations within the technical scope thereof. For example, in this embodiment, the voltage control amplifier is used as the signal strength adjuster, but a variable resistance device may be used.
１０ … 核磁気共鳴信号処理装置
１３ … 勾配コイル駆動部、１４ … コイル駆動部、１５ … データ受信部
１６ … シーケンス制御部
１７ … データ処理部
１８ … 表示部、１９ … 操作部
１００ … マグネットシステム
１０２ … 主磁場コイル部、１０６ … 勾配コイル部
１０８ … ＲＦコイル部
１１０ … 寝台
１５１ … プリアンプ、１５２ … ローパスフィルタ、１５３ … ミキサ
１５４ … バンドパスフィルタ、１５５ … ローノイズアンプ
１５６ … 電圧制御アンプ、１５７ … アンチエイリアジングフィルタ
１５８ … Ａ／Ｄ変換器、１５９ … 局所発振器
ｆｒ … 核磁気共鳴信号
ｆ１ … 局所参照信号
ｆ２ … 核磁気共鳴信号
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 ... Nuclear magnetic resonance signal processing apparatus 13 ... Gradient coil drive part, 14 ... Coil drive part, 15 ... Data receiving part 16 ... Sequence control part 17 ... Data processing part 18 ... Display part, 19 ... Operation part 100 ... Magnet system 102 ... main magnetic field coil part, 106 ... gradient coil part 108 ... RF coil part 110 ... bed
DESCRIPTION OF SYMBOLS 151 ... Preamplifier, 152 ... Low pass filter, 153 ... Mixer 154 ... Band pass filter, 155 ... Low noise amplifier 156 ... Voltage control amplifier, 157 ... Anti-aliasing filter 158 ... A / D converter, 159 ... Local oscillator fr ... Nuclear magnetism Resonance signal f1 Local reference signal f2 Nuclear magnetic resonance signal
Claims (4)
前記核磁気共鳴信号を受信する受信コイルと、
この受信コイルが受信した前記核磁気共鳴信号を増幅する増幅器と、
この増幅器で増幅された前記核磁気共鳴信号を所定の周波数に変換する周波数変換部と、
前記周波数変換部で所定の周波数に変換された前記核磁気共鳴信号の信号強度を調節する信号強度調整器と、
前記信号強度調整器で調整された前記核磁気共鳴信号をデジタルの核磁気共鳴信号に変換するＡ／Ｄ変換器と、を備える核磁気共鳴信号処理装置。 A nuclear magnetic resonance signal processing apparatus for imaging a nuclear magnetic resonance signal generated from a subject as nuclear magnetic resonance signal processing,
A receiving coil for receiving the nuclear magnetic resonance signal;
An amplifier for amplifying the nuclear magnetic resonance signal received by the receiving coil;
A frequency converter that converts the nuclear magnetic resonance signal amplified by the amplifier into a predetermined frequency;
A signal strength adjuster for adjusting the signal strength of the nuclear magnetic resonance signal converted to a predetermined frequency by the frequency converter;
A nuclear magnetic resonance signal processing apparatus comprising: an A / D converter that converts the nuclear magnetic resonance signal adjusted by the signal intensity adjuster into a digital nuclear magnetic resonance signal.
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Citations (4)
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| JPH0623503U (en) * | 1992-08-28 | 1994-03-29 | 横河メディカルシステム株式会社 | MR device |
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| JP2008520254A (en) * | 2004-09-16 | 2008-06-19 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Magnetic resonance receiver coil with dynamic range control |
-
2011
- 2011-08-29 JP JP2011185898A patent/JP2013046666A/en active Pending
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