JP4612339B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
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Description
図2は図1中の受信部9の第1の実施形態における構成を示す図である。なお図2では、複数の受信チャネルのうちのチャネルNおよびチャネルN+1に関する構成のみを示している。
第1の実施形態のMRI装置が持つ複数の撮影モードには、チャネルNおよびチェネルN+1の双方を利用する第1の撮影モードと、チャネルNは利用するがチャネルN+1は利用しない第2の撮影モードとを含む。
n1.data=S+<noise1>+<noise2'>+<noise3'> …(1)
n2.data=G(j,k)(S+<noise1>+<noise2”>+<noise3”>)+DC …(2)
S:RFコイル81-jで検出した磁気共鳴信号
<noise1>:RFコイル81-jから分配器902までで発生する雑音
<noise2'>:分配器902からA/D変換器904-jの内部までで発生する雑音
<noise2">:分配器902からA/D変換器904-kの内部までで発生する雑音
<noise3'>:A/D変換器904-jで発生する量子化雑音
<noise3">:A/D変換器904-jで発生する量子化雑音
DC:A/D変換器904-kの出力における直流成分
G(j,k):A/D変換器904-jに対するA/D変換器904-kの増幅度比
なお、<noise1>、<noise2'>、<noise2">は回路素子に起因する熱雑音等によるものである。また、<noise3'>、<noise3">は、A/D変換器904-jのビット数から決定される、データの離散化によるものである。
N.data=(n1.data+n2.data)/2=S+<noise1>+(<noise2’>+<noise2”>)/2+(<noise3’>+<noise3”>)/2 …(3)
このように、完全に時間相関のあるSならびに<noise1>は、単純加算される。発生源が異なるために時間相関のない<noise2>と<noise2">の和は、それぞれの平方和の根として求められる。<noise3'>、<noise3">も同様の取り扱われる。<noise2'>と<noise2">、<noise3'>と<noise3">は、夫々同じ種類の回路素子から発生する雑音のため、同一雑音レベルして取り扱うことができる。これより(3)式は、以下のように書き換えられる。
N.data=S+noise1+<noise2’>/Sqrt(2)+<noise3’>/Sqrt(2) …(4)
<noise1>に対して<noise2'>、<noise3'>の寄与が支配的な場合、信号雑音比SNは(1)式から以下のように求められる。
SN=S/(<noise2'>+<noise3'>) …(5)
A/D変換器904-j,904-kを駆動した場合、信号雑音比SN'は(4)式から以下のように求められる。
SN’=S/(<noise2’>/Sqrt(2)+<noise3’>/Sqrt(2)) …(6)
(5)式および(6)式の比較から、データN.dataにおける信号雑音比は、第1の撮影モードの時のようにA/D変換器904-jのみで処理する場合に比べてSqrt(2)倍に改善することが分る。
図4は第2の実施形態における受信部9の構成を示すブロック図である。なお、図2と同一部分には同一符号を付し、その詳細な説明は省略する。
第2の実施形態のMRI装置は、第1の実施形態と同様に第1の撮影モードおよび第2の撮影モードを持つ。
N.data[2i-1]=n1.data[i]
N.data[2i]=(n2.data[i]−DC)×G(j,k)
i=1,2,…,m-1,m
N.data[i]:i番目の織り込まれた1/2サンプリング周期のデータ
n1.data[i]:A/D変換器904-jによるi番目のA/D変換データ
n2.data[i]:A/D変換器904-kによるi番目のA/D変換データ
かくして第2の実施形態によれば、A/D変換器904-j,904-kのそれぞれが保証する半分の時間分解能でデータを収集することができる。このように、第2の撮影モードにおいては利用されないチャネルN+1のために本来は用意されているA/D変換器904-kをチャネルNの受信処理のために効果的に使用することができる。
前記各実施形態では、A/D変換器904-jとA/D変換器904-kとの電気的な特性の差が小さい場合には、補正・平均化回路907または補正・多重化回路916での補正を省略することも可能である。
前記各実施形態では、3つ以上のA/D変換器からの出力データを平均化または多重化することも可能である。
前記各実施形態では、2つのA/D変換器904-j,904-kを1つのチャネルに割り当てた場合に、2つのA/D変換器904-j,904-kのそれぞれの出力データの処理方法は平均化または多重化に限らず、任意であって良い。
前記各実施形態では、円筒形のガントリを備えたMRI装置が記載されているが、いわゆるオープン形のガントリを用いたMRIに適応しても良い。また、例えば円筒形の短いガントリを備えた、いわゆる短軸MRIに適応しても良い。
前記第2の実施形態では、A/D変換器904-j,904-kのサンプリングタイミングをずらす量を1/2ピッチ以外としてもよい。
前記第2の実施形態では、受信帯域を拡大する必要が無いので有れば、フィルタ913およびスイッチ912,914は省略することもできる。
Claims (5)
- 磁気共鳴信号を受信する複数のRFコイルと、
前記磁気共鳴信号をデジタル化する前記RFコイルと同数のA/D変換器と、
前記複数のRFコイルが出力する前記磁気共鳴信号を前記複数のA/D変換器にそれぞれ入力させる第1の状態および1つの前記RFコイルが出力する前記磁気共鳴信号を2つ以上の前記A/D変換器に入力させる第2の状態とを選択的に形成する手段とを具備し、
前記選択的に形成する手段は、前記複数のA/D変換器の少なくとも1つを、2つ以上の前記RFコイルに選択可能に接続するスイッチを有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 前記第2の状態が形成されているときに、1つの前記RFコイルが出力する前記磁気共鳴信号が入力される2つ以上のA/D変換器のそれぞれの出力信号を平均化する手段をさらに具備することを特徴とする請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。
- 前記第2の状態が形成されているときに、1つの前記RFコイルが出力する前記磁気共鳴信号が入力される2つ以上のA/D変換器のそれぞれのサンプリングタイミングを互いにずらす手段と、
前記1つの前記RFコイルが出力する前記磁気共鳴信号入力される2つ以上のA/D変換器のそれぞれの出力信号を前記サンプリングタイミングを考慮したタイミングで順次選択して出力する手段とを具備したことを特徴とする請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 帯域通過特性が互いに異なる第1および第2のフィルタと、
前記第2の状態が形成されているときに2つ以上のA/D変換器に入力される前記磁気共鳴信号を、前記第1の状態が形成されているときには前記第1のフィルタを通過させ、かつ前記第2の状態が形成されているときには前記第2のフィルタを通過させる手段とをさらに具備したことを特徴とする請求項3に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 前記第2の状態が形成されているときに、前記1つの前記RFコイルが出力する前記磁気共鳴信号が入力される2つ以上のA/D変換器どうしの電気特性の差を補償するようにこれらのA/D変換器の出力信号を補正する手段をさらに具備することを特徴とする請求項2または請求項4に記載の磁気共鳴イメージング装置。
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