JP2526468B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒｉ装置Info
- Publication number
- JP2526468B2 JP2526468B2 JP4231865A JP23186592A JP2526468B2 JP 2526468 B2 JP2526468 B2 JP 2526468B2 JP 4231865 A JP4231865 A JP 4231865A JP 23186592 A JP23186592 A JP 23186592A JP 2526468 B2 JP2526468 B2 JP 2526468B2
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- gain
- signal
- subject
- imaging
- field size
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- Expired - Lifetime
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】この発明は、核磁気共鳴を用い
て、イメージングを行なったり、スペクトロスコピーを
行なうＭＲＩ装置（磁気共鳴イメージング装置）、特に
入力信号（受信したＮＭＲ信号）のレベル調整のための
受信系ゲイン設定機構に関する。
て、イメージングを行なったり、スペクトロスコピーを
行なうＭＲＩ装置（磁気共鳴イメージング装置）、特に
入力信号（受信したＮＭＲ信号）のレベル調整のための
受信系ゲイン設定機構に関する。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩ装置では、所定波形の傾斜磁場パ
ルスを印加しながらＲＦパルスを被検体に照射して被検
体から発生するＮＭＲ信号を受信系で受信し、この受信
信号を増幅、検波しさらにサンプリング及びＡ／Ｄ変換
するという一連のパルスシーケンスを繰り返し、そのデ
ータを二次元フーリエ変換することによって被検体の断
層像を得ている。この撮影パルスシーケンスとして、ス
ピンエコーシーケンス、グラジエントエコーシーケンス
などが知られている。
ルスを印加しながらＲＦパルスを被検体に照射して被検
体から発生するＮＭＲ信号を受信系で受信し、この受信
信号を増幅、検波しさらにサンプリング及びＡ／Ｄ変換
するという一連のパルスシーケンスを繰り返し、そのデ
ータを二次元フーリエ変換することによって被検体の断
層像を得ている。この撮影パルスシーケンスとして、ス
ピンエコーシーケンス、グラジエントエコーシーケンス
などが知られている。
【０００３】アナログ信号（受信したＮＭＲ信号）をデ
ジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器には、最大入力電圧
と最小入力電圧が決まっており、それを越えた信号が入
力されると飽和してしまい、正確なデジタル信号が得ら
れない。また、それらよりはるかに小さい振幅しか持た
ない信号が入力された場合は、Ａ／Ｄ変換器の分解能を
犠牲にし、画像のＳ／Ｎ比の劣下をもたらす。
ジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器には、最大入力電圧
と最小入力電圧が決まっており、それを越えた信号が入
力されると飽和してしまい、正確なデジタル信号が得ら
れない。また、それらよりはるかに小さい振幅しか持た
ない信号が入力された場合は、Ａ／Ｄ変換器の分解能を
犠牲にし、画像のＳ／Ｎ比の劣下をもたらす。
【０００４】そこで、ＭＲＩ装置では、撮像前にパルス
シーケンスを何回か行い、その時に得られる信号が、Ａ
／Ｄ変換器の最大最小入力電圧を越えないように、増幅
器の増幅率（ゲイン）を調整し、適正ゲインを増幅器に
設定するチューニングをあらかじめ行い、その後に撮像
している。
シーケンスを何回か行い、その時に得られる信号が、Ａ
／Ｄ変換器の最大最小入力電圧を越えないように、増幅
器の増幅率（ゲイン）を調整し、適正ゲインを増幅器に
設定するチューニングをあらかじめ行い、その後に撮像
している。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、チュー
ニング時の撮像視野サイズと実際の撮像視野サイズが異
なる場合、視野内における被検体の占める面積が異なる
ため、適正なゲインの値が異なってしまうという問題が
ある。これを避けるためには、毎回の撮像前に撮像と同
じ視野サイズでチューニングを行うか、視野サイズが変
わってもＡ／Ｄ変換器の最大最小入力電圧を越えないよ
うに余裕を見て受像系のゲインを低めに設定する方法が
ある。しかし前者の場合、一被検体に対して、違う視野
サイズの撮像を複数回おこなわなければならないような
時、毎回の撮像前にチューニングを行うのは全体の検査
時間が延びスループットが悪化し、また後者の場合、Ａ
／Ｄ変換器の分解能を有効に使いきれないので、画質が
悪くなる。
ニング時の撮像視野サイズと実際の撮像視野サイズが異
なる場合、視野内における被検体の占める面積が異なる
ため、適正なゲインの値が異なってしまうという問題が
ある。これを避けるためには、毎回の撮像前に撮像と同
じ視野サイズでチューニングを行うか、視野サイズが変
わってもＡ／Ｄ変換器の最大最小入力電圧を越えないよ
うに余裕を見て受像系のゲインを低めに設定する方法が
ある。しかし前者の場合、一被検体に対して、違う視野
サイズの撮像を複数回おこなわなければならないような
時、毎回の撮像前にチューニングを行うのは全体の検査
時間が延びスループットが悪化し、また後者の場合、Ａ
／Ｄ変換器の分解能を有効に使いきれないので、画質が
悪くなる。
【０００６】この発明は、上記に鑑み、一被検体に関し
て一回のチューニングで、チューニング時の撮像視野サ
イズと実際の撮像視野サイズが変わっても、受信系のゲ
インを実際の撮像視野サイズの適正ゲインに自動設定す
ることができ、Ａ／Ｄ変換器の分解能を最大限に生かし
た撮像ができるようにした、ＭＲ装置を提供することを
目的とする。
て一回のチューニングで、チューニング時の撮像視野サ
イズと実際の撮像視野サイズが変わっても、受信系のゲ
インを実際の撮像視野サイズの適正ゲインに自動設定す
ることができ、Ａ／Ｄ変換器の分解能を最大限に生かし
た撮像ができるようにした、ＭＲ装置を提供することを
目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
めに、チューニング時の撮像視野サイズならびにその時
に求められた適正ゲインと、チューニング時と違う設定
された実際の撮像視野サイズから設定された撮像視野サ
イズに対する適正ゲインを算出する演算手段を設け、算
出されたゲインを受信系の増幅器に設定するようにし
た。
めに、チューニング時の撮像視野サイズならびにその時
に求められた適正ゲインと、チューニング時と違う設定
された実際の撮像視野サイズから設定された撮像視野サ
イズに対する適正ゲインを算出する演算手段を設け、算
出されたゲインを受信系の増幅器に設定するようにし
た。
【０００８】
【作用】ＭＲＩ装置で視野サイズはリードアウト方向の
傾斜磁場で定まる。フーリエ変換の特徴として受信信号
をフーリエ変換し、それをフーリエ逆変換すると視野サ
イズに対応したピーク電圧Ｖｐが得られる。したがっ
て、チューニング時の適正ゲイン時のピーク電圧Ｖｐか
ら、異なる視野サイズのピーク電圧Ｖｐ′が算出でき、
さらに、異なる視野サイズのピーク電圧Ｖｐ′をチュー
ニング時のピーク電圧Ｖｐにするために受信系のゲイン
をどれだけ変化させればよいか算出できる。算出された
ゲインが異なる視野サイズに対する適正ゲインとなる。
演算手段は上記の演算処理を行ない、演算処理されたゲ
インが受信系の増幅器に設定される。
傾斜磁場で定まる。フーリエ変換の特徴として受信信号
をフーリエ変換し、それをフーリエ逆変換すると視野サ
イズに対応したピーク電圧Ｖｐが得られる。したがっ
て、チューニング時の適正ゲイン時のピーク電圧Ｖｐか
ら、異なる視野サイズのピーク電圧Ｖｐ′が算出でき、
さらに、異なる視野サイズのピーク電圧Ｖｐ′をチュー
ニング時のピーク電圧Ｖｐにするために受信系のゲイン
をどれだけ変化させればよいか算出できる。算出された
ゲインが異なる視野サイズに対する適正ゲインとなる。
演算手段は上記の演算処理を行ない、演算処理されたゲ
インが受信系の増幅器に設定される。
【０００９】
【実施例】以下、この発明の一実施例について図面を参
照しながら詳細に説明する。図１において、被検体１
は、静磁場発生装置２より発生された均一静磁場空間内
に置かれる。傾斜磁場発生装置３は、この被検体１が置
かれた空間にＸ方向、Ｙ方向、Ｚ方向（Ｘ、Ｙ、Ｚは直
交３軸方向）にそれぞれ磁場強度が傾斜する傾斜磁場Ｇ
ｘ、Ｇｙ、Ｇｚを印加する。この被検体１の近辺に、こ
の被検体１を励起するためのＲＦ信号を送信したり、被
検体１からのＮＭＲ信号を受信するためのＲＦコイル４
が配置される。
照しながら詳細に説明する。図１において、被検体１
は、静磁場発生装置２より発生された均一静磁場空間内
に置かれる。傾斜磁場発生装置３は、この被検体１が置
かれた空間にＸ方向、Ｙ方向、Ｚ方向（Ｘ、Ｙ、Ｚは直
交３軸方向）にそれぞれ磁場強度が傾斜する傾斜磁場Ｇ
ｘ、Ｇｙ、Ｇｚを印加する。この被検体１の近辺に、こ
の被検体１を励起するためのＲＦ信号を送信したり、被
検体１からのＮＭＲ信号を受信するためのＲＦコイル４
が配置される。
【００１０】傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ及び励起用ＲＦ
信号は所定のパルス状に発生させられる。すなわち、主
コンピータ５の制御のもとに波形発生器６が各波形を発
生し、これに基づき傾斜磁場発生装置３が制御される。
他方、ＲＦ信号発振器７より発生したＲＦ信号は変調回
路８において波形発生器６からの変調信号に基づいて変
調されてその波形が制御され、ＲＦ電力増幅器９を経て
ＲＦコイル４に送られる。 被検体１において発生した
ＮＭＲ信号はＲＦコイル４で受信され、高周波増幅器１
０で増幅され、位相検波回路１１に送られ、位相検波さ
れ、低周波の信号になる。
信号は所定のパルス状に発生させられる。すなわち、主
コンピータ５の制御のもとに波形発生器６が各波形を発
生し、これに基づき傾斜磁場発生装置３が制御される。
他方、ＲＦ信号発振器７より発生したＲＦ信号は変調回
路８において波形発生器６からの変調信号に基づいて変
調されてその波形が制御され、ＲＦ電力増幅器９を経て
ＲＦコイル４に送られる。 被検体１において発生した
ＮＭＲ信号はＲＦコイル４で受信され、高周波増幅器１
０で増幅され、位相検波回路１１に送られ、位相検波さ
れ、低周波の信号になる。
【００１１】検波出力は、その後ナイキストの周波数以
上の信号をカットするためにローパスフィルタ１２を通
りＡ／Ｄ変換器１３でデジタル信号化され、このデジタ
ルデータが主コンピュータ５に取り込まれる。実施例で
は高周波増幅器１０にゲインコントロール信号を入れる
ことで、ゲインを変えることのできる構成されており、
ゲインコントロール信号は主コンピュータ５より発せら
れる。
上の信号をカットするためにローパスフィルタ１２を通
りＡ／Ｄ変換器１３でデジタル信号化され、このデジタ
ルデータが主コンピュータ５に取り込まれる。実施例で
は高周波増幅器１０にゲインコントロール信号を入れる
ことで、ゲインを変えることのできる構成されており、
ゲインコントロール信号は主コンピュータ５より発せら
れる。
【００１２】つぎに、チューニング時の適正ゲインよ
り、実際の撮像視野サイズにおける適正ゲインの設定動
作について説明する。
り、実際の撮像視野サイズにおける適正ゲインの設定動
作について説明する。
【００１３】まず、撮像前に、適正な視野サイズＷ［m
m] によるパルスシーケンスを用いて、チューニングを
行い適正ゲインを求める。それは、小さめのゲイン値を
設定し、一度パルスシーケンスを走らせ、その時の信号
のピーク値から最適なピーク電圧を得るには後どれだけ
ゲインが必要かを計算してもよいし、ゲインを少しずつ
変えていって最適なピーク値になるようにゲイン値を調
整してもよい。その時の適正ゲインをＧ［dB］とする。
m] によるパルスシーケンスを用いて、チューニングを
行い適正ゲインを求める。それは、小さめのゲイン値を
設定し、一度パルスシーケンスを走らせ、その時の信号
のピーク値から最適なピーク電圧を得るには後どれだけ
ゲインが必要かを計算してもよいし、ゲインを少しずつ
変えていって最適なピーク値になるようにゲイン値を調
整してもよい。その時の適正ゲインをＧ［dB］とする。
【００１４】その後、実際に撮像したい視野サイズが
Ｗ′［mm］とすると、以下のようにして適正ゲインＧ′
［dB］を求める。チューニング時に得たＦＩＤ信号（Ｎ
ＭＲ信号）をフーリエ変換する事によって、周波数空間
で被検体はＴ［Hz］の幅をもつゲート関数に近似でき
る。これを次のように表す。
Ｗ′［mm］とすると、以下のようにして適正ゲインＧ′
［dB］を求める。チューニング時に得たＦＩＤ信号（Ｎ
ＭＲ信号）をフーリエ変換する事によって、周波数空間
で被検体はＴ［Hz］の幅をもつゲート関数に近似でき
る。これを次のように表す。
【００１５】Ｆ(f) ＝Ａ・ＧT (f)
【００１６】
【式１】 ここでＡはＦＩＤ信号のエネルギースペクトルである。
【００１７】さてこれをフーリエ逆変換を行って、Ｖ
(t) を求めると、
(t) を求めると、
【００１８】
【式２】 となる。この信号は図２のようになり、ピーク電圧はＶ
ｐ＝Ａ・Ｔ／２πである。
ｐ＝Ａ・Ｔ／２πである。
【００１９】さて、視野サイズがＷ′［mm］になるとす
ると、リードアウト方向の傾斜磁場がＷ／Ｗ′倍になる
ため、視野の端の共鳴周波数は変わらず、被検体は周波
数軸上で Ｔ′［Hz］＝Ｗ／Ｗ′・Ｔ の幅を持つゲート関数に近似できる。このため同様にフ
ーリエ逆変換を行うと
ると、リードアウト方向の傾斜磁場がＷ／Ｗ′倍になる
ため、視野の端の共鳴周波数は変わらず、被検体は周波
数軸上で Ｔ′［Hz］＝Ｗ／Ｗ′・Ｔ の幅を持つゲート関数に近似できる。このため同様にフ
ーリエ逆変換を行うと
【００２０】
【式３】 となり、ピーク電圧はＶｐ′＝Ａ・Ｔ・（Ｗ／Ｗ′）／
２πとなる。
２πとなる。
【００２１】このＶｐ′をＶｐにするには ΔＧ［dB］＝−２０・ log10（Ｖｐ′／Ｖｐ）＝−２０・ log10（Ｗ／Ｗ′） だけ、ゲインを変化させればよい。すなわち、視野サイ
ズＷ′における受信系の適正ゲインは Ｇ′［dB］＝Ｇ＋ΔＧ＝Ｇ−２０・ log10（Ｗ／Ｗ′） となる。
ズＷ′における受信系の適正ゲインは Ｇ′［dB］＝Ｇ＋ΔＧ＝Ｇ−２０・ log10（Ｗ／Ｗ′） となる。
【００２２】このようにして求めた適正ゲインＧ′を、
高周波増幅器１０に設定することによって、Ａ／Ｄの分
解能を最大に生かし、なおかつ最大最小入力電圧を越え
ないで撮像を行うことが可能となる。例えば、視野サイ
ズ２００mmでチューニングを行いその時の適正ゲインを
６０ｄＢとする。この時視野サイズ３００mmで撮像する
には、 ΔＧ＝−２０・ log10（２００／３００） ＝３．５２［dB］ なので、ゲインを６３．５２ｄＢに設定し、撮像すれば
よい。
高周波増幅器１０に設定することによって、Ａ／Ｄの分
解能を最大に生かし、なおかつ最大最小入力電圧を越え
ないで撮像を行うことが可能となる。例えば、視野サイ
ズ２００mmでチューニングを行いその時の適正ゲインを
６０ｄＢとする。この時視野サイズ３００mmで撮像する
には、 ΔＧ＝−２０・ log10（２００／３００） ＝３．５２［dB］ なので、ゲインを６３．５２ｄＢに設定し、撮像すれば
よい。
【００２３】上記の演算処理は主コンピュータ５で処理
され、ゲインコントロール信号として高周波増幅器１０
に与えられ、受信系のゲインが適正ゲインに設定され
る。◎なお、図１中１４はチューニング時の撮像サイズ
ないし実際の撮像時の視野を入力する視野入力手段であ
る。このように受信系のゲインを設定した後、撮像のた
めのパルスシーケンスを走らせスキャンを行ないデータ
を収集して主コンピュータ５により、断層画像を再構成
する。
され、ゲインコントロール信号として高周波増幅器１０
に与えられ、受信系のゲインが適正ゲインに設定され
る。◎なお、図１中１４はチューニング時の撮像サイズ
ないし実際の撮像時の視野を入力する視野入力手段であ
る。このように受信系のゲインを設定した後、撮像のた
めのパルスシーケンスを走らせスキャンを行ないデータ
を収集して主コンピュータ５により、断層画像を再構成
する。
【００２４】なお、上記の実施例では、主コンピュータ
５で波形発生器６を制御するようにしたが、主コンピュ
ータ５で制御される制御用コンピュータを設け、このコ
ンピュータで波形発生器６を制御するようにしてもよ
い。
５で波形発生器６を制御するようにしたが、主コンピュ
ータ５で制御される制御用コンピュータを設け、このコ
ンピュータで波形発生器６を制御するようにしてもよ
い。
【００２５】
【発明の効果】本発明によれば、一被検体につき、一回
のチューニングで、受信系のゲインを実際の撮像視野サ
イズに適正なゲインに設定できるので、Ａ／Ｄ変換器の
分解能を最大限に生かし、なおかつ最大入出力電圧を越
えない信号を得ることが出来、画質を向上させることが
できると共に全体の検査時間を短縮できる。
のチューニングで、受信系のゲインを実際の撮像視野サ
イズに適正なゲインに設定できるので、Ａ／Ｄ変換器の
分解能を最大限に生かし、なおかつ最大入出力電圧を越
えない信号を得ることが出来、画質を向上させることが
できると共に全体の検査時間を短縮できる。
【図１】この発明の一実施例の構成を示すブロック図で
ある。
ある。
【図２】この発明の動作説明用波形図である。
１：被検体 ２：静磁場発生装置 ３：傾斜磁
場発生装置 ４：ＲＦコイル ５：主コンピュータ ６：波
形発生器 ７：ＲＦ発振器 ８：変調回路 ９：ＲＦ電力
増幅器 １０：高周波増幅器 １１：位相検波器 １
２：ローパスフィルタ １３：Ａ／Ｄ変換器 １４：入力手段
場発生装置 ４：ＲＦコイル ５：主コンピュータ ６：波
形発生器 ７：ＲＦ発振器 ８：変調回路 ９：ＲＦ電力
増幅器 １０：高周波増幅器 １１：位相検波器 １
２：ローパスフィルタ １３：Ａ／Ｄ変換器 １４：入力手段
Claims (1)
- 【請求項１】 被検体に静磁場を印加する手段と、被検
体に対し傾斜磁場を印加する手段と、被検体をＲＦ信号
で励起する手段と、被検体からのＮＭＲ信号を受信する
手段と、受信したＮＭＲ信号を増幅するゲイン変更可能
な増幅器と、この増幅器を経たＮＭＲ信号を検波・サン
プリング・Ａ／Ｄ変換してデータを収集する手段と、撮
像時の視野サイズを設定する視野設定手段と、撮像に先
立つチューニング時の視野サイズならびにその視野サイ
ズにおける受信系の適正ゲインと前記設定手段で設定さ
れた撮像視野サイズから撮像視野サイズに対する受信系
の適正ゲインを算出する演算手段と、算出されたゲイン
を前記増幅器に設定する手段とを具備することを特徴と
するＭＲＩ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4231865A JP2526468B2 (ja) | 1992-08-31 | 1992-08-31 | Ｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4231865A JP2526468B2 (ja) | 1992-08-31 | 1992-08-31 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0678899A JPH0678899A (ja) | 1994-03-22 |
| JP2526468B2 true JP2526468B2 (ja) | 1996-08-21 |
Family
ID=16930235
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4231865A Expired - Lifetime JP2526468B2 (ja) | 1992-08-31 | 1992-08-31 | Ｍｒｉ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2526468B2 (ja) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6943548B1 (en) | 2001-06-22 | 2005-09-13 | Fonar Corporation | Adaptive dynamic range receiver for MRI |
| US6621433B1 (en) | 2001-06-22 | 2003-09-16 | Fonar Corporation | Adaptive dynamic range receiver for MRI |
| US6977502B1 (en) | 2002-11-04 | 2005-12-20 | Fonar Corporation | Configurable matrix receiver for MRI |
| JP6552804B2 (ja) | 2013-12-17 | 2019-07-31 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置 |
-
1992
- 1992-08-31 JP JP4231865A patent/JP2526468B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0678899A (ja) | 1994-03-22 |
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