JPH01221153A - Mri device - Google Patents
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Abstract
Description
この発明は、ＭＲＩ装置に関し、特にその入力信号（受
信したＮＭＲ信号）のレベル調整のための構成の改善に
関する。The present invention relates to an MRI apparatus, and more particularly to an improvement in the configuration for adjusting the level of an input signal (received NMR signal).
ＭＲＩ装置では、撮像するスライス厚さが厚いほど励起
スピンの量が多いためＮＭＲ信号は大きくなる。また、
ＭＲＩの撮像シーケンスは大きく分けてスピンエコーシ
ーケンス（１８０°パルスを用いてスピンの位相を揃え
る）とフィールドエコーシーケンス（傾斜磁場の反転に
よりスピンの位相を揃える）とがあるが、これらにより
受信信号のレベルは大きく異なる。さらに一般の増幅回
路の特性により設定する入力ゲインと得られる信号の大
きさはリニアな関係になく、スライス厚さと信号の大き
さとの間の関係はリニアではなく、また信号の大きさは
アンテナの形状（ボディアンテナやヘッドアンテナなど
）やチューニング状態や室温にも依存するので、入力ゲ
インの補正をすることも困難である。
そこで、従来のＭＲＩ装置では、スキャンごとにその直
前に最適の入力ゲインを探して自動調整するための動作
を行なうよう構成されていたり、あるいは患者（被検者
）が交代するごとにスキャンを始める前に１回だけこの
ゲインの自動調整動作を行なうよう構成されていた。In an MRI apparatus, the thicker the slice to be imaged, the larger the amount of excited spins, and therefore the larger the NMR signal. Also,
MRI imaging sequences can be broadly divided into spin echo sequences (aligning spin phases using 180° pulses) and field echo sequences (aligning spin phases by reversing gradient magnetic fields). The levels are very different. Furthermore, due to the characteristics of general amplifier circuits, there is no linear relationship between the input gain set and the magnitude of the signal obtained, the relationship between slice thickness and signal magnitude is not linear, and the magnitude of the signal is determined by the antenna. It is also difficult to correct the input gain because it depends on the shape (body antenna, head antenna, etc.), tuning state, and room temperature. Therefore, conventional MRI equipment is configured to search for the optimal input gain immediately before each scan and automatically adjust it, or to start a scan every time a patient (subject) changes. Previously, it was configured to perform this automatic gain adjustment operation only once.
しかしながら、スキャンごとにゲイン自動調整動作を行
なう場合には、スキャンの前に常に１０秒程度の時間を
余分に要することになり、特に高速撮像の場合に余分な
時間の追加による全体の検査時間の延長が問題となる。
また、異なる撮像シーケンスにより得た各画像データよ
り、Ｔｌ像、Ｔ２像、プロトン密度像あるいはこれらか
らの合成画像を計算できるのがＭＲＩ装置のメリットで
あるが、毎スキャンでゲインを変えると絶対的な信号レ
ベルが分からなくなり、このような計算ができなくなる
ことも問題である。
一方、患者に対して１回だけゲイン自動調整動作を行な
う場合には、時間の節約ができ、また常に計算画像の利
用が可能である。しかし、上記のようにＭＲＩ装置では
異なる撮像シーケンスにより、またスライス厚さにより
受信信号レベルが大きく異なるので、非常に広範囲な信
号のダイナミックレンジが必要となり、特に厚いスライ
スからＮＭＲ信号を採取する場合（たとえば３次元フー
リエ変換法やアンギオの場合）に信号のオーバーフロー
が生じたり、また薄いスライスで高速にデータを収集す
る場合に信号レベルが低いことにより画像のＳ／Ｎ比の
劣化をもたらすという問題がある。
この発明は、入力ゲインの自動調整動作の回数を最小に
することができるとともに受信信号のダイナミックレン
ジの問題も解決でき、しかも常に計算画像も利用できる
ように改善したＭＨＩ装置を提供することを目的とする
。However, when performing the automatic gain adjustment operation for each scan, it always takes about 10 seconds extra time before each scan, and this adds extra time, especially in the case of high-speed imaging, which reduces the overall inspection time. Extension is a problem. Another advantage of MRI equipment is that it can calculate Tl images, T2 images, proton density images, or composite images from these images from each image data obtained from different imaging sequences, but if the gain is changed for each scan, absolute Another problem is that the signal level is no longer known, making it impossible to perform such calculations. On the other hand, if the automatic gain adjustment operation is performed only once for a patient, time can be saved and calculated images can always be used. However, as mentioned above, in an MRI apparatus, the received signal level varies greatly depending on the different imaging sequences and the slice thickness, so a very wide signal dynamic range is required, especially when collecting NMR signals from thick slices ( For example, in the case of three-dimensional Fourier transform method or angiography), signal overflow occurs, and when data is collected at high speed with thin slices, the low signal level deteriorates the S/N ratio of the image. be. An object of the present invention is to provide an improved MHI device that can minimize the number of automatic input gain adjustment operations, solve the problem of the dynamic range of received signals, and also be able to always use calculated images. shall be.
上記目的を達成するため、この発明によるＭＲＩ装置に
おいては、被検体に対して静磁場を印加する手段と、被
検体に対して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
可能な増幅手段と、この増幅手段を経た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、撮像シーケンスの種類及び撮像スライスの厚さに
応じた入力ゲインを記憶する手段と、スキャンに先立っ
て上記記憶手段から同じ条件のスキャンについての入力
ゲインを読み出して上記の増幅手段に設定し、この入力
ゲインの記憶がない場合には最適入力ゲインを自動探索
しその入力ゲインを上記記憶手段に記憶するとともに上
記の増幅手段に設定する手段とを有する。In order to achieve the above object, the MRI apparatus according to the present invention includes means for applying a static magnetic field to the subject, means for applying a gradient magnetic field to the subject, and RF
means for exciting with a signal, means for receiving an NMR signal from a subject, amplification means whose gain can be changed to amplify the received NMR signal, and detection, sampling, and A/D conversion of the NMR signal that has passed through this amplification means. means for storing input gains according to the type of imaging sequence and the thickness of the imaging slice; and means for reading input gains for scans under the same conditions from the storage means prior to scanning; and, if the input gain is not stored, automatically searches for an optimal input gain, stores the input gain in the storage means, and sets it in the amplification means.
ＭＨＩ装置における撮像シーケンスは、大きく言ってス
ピンエコーシーケンスとフィールドエコーシーケンスと
に分けられる。前者は一般に撮像時間が長くなるが、Ｎ
ＭＲ信号の受信レベルは大きく、種々のコントラストを
つけた良質な画像を得ることができる。これに対して、
後者のシーケンスでは、信号レベルは小さく、画質的に
も前者に劣る画像しか得られないが、高速のスキャンに
適しており、そのため、呼吸などの動きのある場合に強
い。
しかし、これらのシーケンスではデータのＴＩ。
Ｔ２．プロトン密度の関数としての画像への寄与形態が
異なるため、両者混合して計算画像に使用することはで
きない。
また、スライス厚さが異なる場合には、当然信号量が異
なるので、スライス厚さの異なるデータを計算画像に使
うことはできない。
そこで、これらに着目すれば、撮像シーケンスやスライ
ス厚さが違う場合は計算画像の利用はできないのである
から、入力ゲインを変えてダイナミックレンジの問題を
解決すべきであり、また、撮像シーケンスやスライス厚
さが同じ場合は同じ入力ゲインとする方が計算画像の利
用の点から好ましいこととなる。
そのため、−人の患者（被検体）について各スキャンご
とに最適入力ゲインを自動探索し、その条件（撮像シー
ケンスの種類、スライス厚さ）に応じてその入力ゲイン
を記憶し、それを後に行なわれる同じ条件のスキャンの
入力ゲインとして使用するよう構成すれば、ゲイン自動
調整のための動作を行なわずにすまして検査時間を短縮
することができ、ゲイン自動調整動作の回数を最小にで
きるとともに、ダイナミックレンジの問題も解決でき、
さらに計算画像の利用の点でも問題を生じさせない。Imaging sequences in MHI devices can be roughly divided into spin echo sequences and field echo sequences. The former generally requires longer imaging time, but N
The reception level of the MR signal is high, and high quality images with various contrasts can be obtained. On the contrary,
In the latter sequence, the signal level is low and the image quality is inferior to the former, but it is suitable for high-speed scanning and is therefore effective when there is movement such as breathing. However, in these sequences the TI of the data. T2. Since the contribution form to the image as a function of proton density is different, the two cannot be mixed and used for a computational image. Furthermore, if the slice thicknesses are different, the signal amounts will naturally be different, so data with different slice thicknesses cannot be used for calculation images. Therefore, if we focus on these, it is not possible to use the calculated image if the imaging sequence or slice thickness is different, so we should change the input gain to solve the dynamic range problem. When the thicknesses are the same, it is preferable to use the same input gain from the viewpoint of using the calculated image. Therefore, the optimal input gain is automatically searched for each scan for - patients (subjects), the input gain is memorized according to the conditions (type of imaging sequence, slice thickness), and it is used later. By configuring it to be used as the input gain for scans under the same conditions, it is possible to shorten inspection time by eliminating the need for automatic gain adjustment, minimize the number of automatic gain adjustment operations, and minimize the number of automatic gain adjustment operations. It can also solve microwave problems,
Furthermore, no problems arise in the use of computational images.
つぎにこの発明の好ましい一実施例について図面を参照
しながら説明すると、図において、被検体１は、静磁場
発生装置２より発生された均−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Ｇｘ、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傷信号送信したり、被検体１から
のＮＭＲ信号を受信するためのアンテナ４が配置される
。
傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ及び励起用ＲＦ傷信号所定の
パルス状に発生させられる。すなわち、制御用コンピュ
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傷信号変調回路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を経てアンテ
ナ４に送られる。
被検体１において発生したＮＭＲ信号はアンテナ４で受
信され、入力増幅器１０を経て位相検波回路１１に送ら
れ、位相検波される。検波出力はサンプリング及びＡ／
Ｄ変換器１２でサンプリングされるとともにＡ／Ｄ変換
され、こうして得られたデジタルデータが主コンピユー
タ１３に取り込まれる。
ここで、入力増幅器１０のゲインは制御用コンピュータ
５によって制御されている。すなわち、スキャンの開始
のたびにそれがスピンエコーシーケンスによるものであ
るかフィールドエコーシーケンスによるものであるかの
区別と設定されたスライス厚さとに応じて入力増幅器１
０のゲインが自動設定される。記憶装置１４はスピンエ
コーシーケンスとフィールドエコーシーケンスとの区別
及びスライス厚さに対応した入力増幅器１０のゲインを
被検体ごとに保持するテーブル（このテーブルはたとえ
ば次の表に示すようなものである）として機能し、制御
用コンピュータ５がこのテーブルを参照して、設定され
たシーケンスの区別及びスライス厚さに対応するゲイン
がその被検体１についてすでに記憶されているかを判定
し、記憶されている場合にはそのゲインに基づいて入力
増幅器１０のゲイン設定を行なう。
これに対して、ある被検体１についてアンテナ４のチュ
ーニングなどの前処理を行なった後ゲイン記憶テーブル
をクリアしてその被検体１について最初にスキャンを行
なおうとする場合や、これから行なおうとするスキャン
のシーケンス及び厚さに対応するゲインがその被検体１
について未だテーブルに記憶されていない場合には、ゲ
イン自動設定用プログラムをスタートさせ、これから行
なおうとするスキャンと同じ条件で被検体１を励起し、
ＮＭＲ信号を受信してみて最適なゲインを探し、それを
テーブルに書き込むとともに入力増幅器１０の設定を行
なう。
こうして入力ゲインを設定した後、スキャンを行ないデ
ータ収集して主コンピユータ１３によりＮＭＲ画像を再
構成する。
このようにある患者（被検体１）について条件を変更し
て多数のスキャンを行ない、種々の画像を得ていく場合
、記憶装置１４を参照することによって前に同じ条件の
スキャンがおこなわれたときはそのゲインをそのまま採
用することができ、ゲインの自動設定動作を行なう回数
を最小にできる。また、１スキヤンずつ最適のゲイン設
定を行なっているため、受信信号のダイナミックレンジ
の問題も解決される。さらに、同じ撮像シーケンス・ス
ライス厚さのスキャンについては同じ入力ゲインとなる
ので、これらから得たデータにより計算画像を利用でき
る。
なお、入力増幅器１０のゲインはスライス厚さに対して
リニアな関係にはないが、スライス厚さの変化が少ない
ときは補間した値を使用することができる。そこで、あ
る厚さのゲインがテーブルに保持されていない場合、そ
の近辺のゲインを使ってその厚さのゲインを求め、たと
えば厚さ１０−のゲインと厚さ５■のゲインとがテーブ
ルに保持されていればこれらから線形補間によって厚さ
８−のゲインを求め、この値を入力増幅器１０のゲイン
として設定することができる。
また、上記ではゲイン記憶テーブルを記憶装置１４とい
うハードウェアで構成しているが、ソフトウェアにより
これを実現することももちろんできる。Next, a preferred embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings. In the drawing, a subject 1 is placed in a homogeneous static magnetic field space generated by a static magnetic field generator 2. The gradient magnetic field generator 3 generates gradient magnetic fields Gx, Gy, whose magnetic field strengths are gradient in the X direction, Y direction, and Z direction (X, Y, and Z are three orthogonal axes directions) in the space where the subject 1 is placed.
Apply Gz. In the vicinity of this subject 1, this subject 1
An antenna 4 is disposed for transmitting an RF flaw signal to excite the subject 1 and for receiving an NMR signal from the subject 1. Gradient magnetic fields Gx, Gy, Gz and excitation RF flaw signals are generated in a predetermined pulse form. That is, the waveform generator 6 generates each waveform under the control of the control computer 5,
Based on this, the gradient magnetic field generator 3 is controlled. On the other hand,
The RF flaw signal generated by the RF signal oscillator 7 is modulated in the RF flaw signal modulation circuit 8 based on the modulation signal from the waveform generator 6, its waveform is controlled, and sent to the antenna 4 via the RF power amplifier 9. An NMR signal generated in the subject 1 is received by an antenna 4, sent to a phase detection circuit 11 via an input amplifier 10, and subjected to phase detection. Detection output is sampling and A/
The data is sampled and A/D converted by the D converter 12, and the digital data thus obtained is taken into the main computer 13. Here, the gain of the input amplifier 10 is controlled by the control computer 5. That is, at each start of a scan, the input amplifier 1 is
A gain of 0 is automatically set. The storage device 14 stores a table (for example, as shown in the following table) that holds the gain of the input amplifier 10 corresponding to the distinction between a spin echo sequence and a field echo sequence and the slice thickness for each subject. The control computer 5 refers to this table and determines whether the gain corresponding to the set sequence distinction and slice thickness is already stored for the subject 1, and if it is stored. Then, the gain of the input amplifier 10 is set based on the gain. On the other hand, if you clear the gain storage table after performing preprocessing such as tuning the antenna 4 on a certain subject 1 and then try to scan that subject 1 for the first time, or when you are about to scan that subject 1 for the first time, The scan sequence and the gain corresponding to the thickness of the object 1
is not yet stored in the table, start the automatic gain setting program, excite the subject 1 under the same conditions as the scan you are about to perform,
The optimum gain is found by receiving the NMR signal, and the optimum gain is written in the table and the input amplifier 10 is set. After setting the input gain in this manner, scanning is performed to collect data, and the main computer 13 reconstructs an NMR image. When performing a number of scans on a certain patient (Subject 1) under different conditions to obtain various images, the storage device 14 can be referenced to determine when a previous scan under the same conditions was performed. The gain can be used as is, and the number of automatic gain setting operations can be minimized. Furthermore, since the optimal gain setting is performed for each scan, the problem of the dynamic range of the received signal is also solved. Furthermore, since the input gain is the same for scans with the same imaging sequence and slice thickness, the calculated images can be used with data obtained from these scans. Note that although the gain of the input amplifier 10 does not have a linear relationship with the slice thickness, an interpolated value can be used when the change in slice thickness is small. Therefore, if the gain for a certain thickness is not held in the table, the gain for that thickness is calculated using the gains in the vicinity, and for example, the gain for the thickness 10- and the gain for the thickness 5■ are held in the table. If so, a gain with a thickness of 8- is determined from these by linear interpolation, and this value can be set as the gain of the input amplifier 10. Moreover, although the gain storage table is configured by hardware called the storage device 14 in the above, it is of course possible to implement this by software.
この発明のＭＨＩ装置によれば、１スキヤンずつ最適の
入力ゲインの設定を自動で行なうが、以前に同じ条件の
スキャンが行なわれていれば、そのときのゲインをその
まま用いるようにしているので、ゲイン自動調整動作を
行なう回数を最小にでき、全体の検査時間を短縮できる
。さらに、１スキヤンごとに最適の入力ゲイン設定を自
動で行なっているため、受信信号のダイナミックレンジ
の問題も解決される。また、同じ撮像シーケンス・スラ
イス厚さのスキャンについては同じ入力ゲインとなるの
で、これらから得たデータにより計算画像の利用が常に
できる。According to the MHI device of the present invention, the optimum input gain is automatically set for each scan, but if a scan under the same conditions has been performed previously, the gain at that time is used as is. The number of times the automatic gain adjustment operation is performed can be minimized, and the overall inspection time can be shortened. Furthermore, since the optimum input gain setting is automatically performed for each scan, the problem of the dynamic range of the received signal is also solved. Furthermore, since the input gain is the same for scans with the same imaging sequence and slice thickness, calculation images can always be used with data obtained from these scans.
図はこの発明の一実施例のブロック図である。
１・・・被検体、２・・・静磁場発生装置、３・・・傾
斜磁場発生装置、４・・・アンテナ、５・・・制御用コ
ンピュータ、６・・・波形発生器、７・・・ＲＦ発振器
、８・・・変調回路、９・・・Ｒ，Ｆｉｌ力増幅器、１
０・・・入力増幅器、１１・・・位相検波回路、１２・
・・サンプリング及びＡ／Ｄ変換器、１３・・・主コン
ピユータ、１４・・・記憶装置。The figure is a block diagram of an embodiment of the present invention. DESCRIPTION OF SYMBOLS 1... Subject, 2... Static magnetic field generator, 3... Gradient magnetic field generator, 4... Antenna, 5... Control computer, 6... Waveform generator, 7...・RF oscillator, 8... Modulation circuit, 9... R, Fil force amplifier, 1
0... Input amplifier, 11... Phase detection circuit, 12.
... Sampling and A/D converter, 13... Main computer, 14... Storage device.
Claims (1)
に対して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
な増幅手段と、この増幅手段を経た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
、撮像シーケンスの種類及び撮像スライスの厚さに応じ
た入力ゲインを記憶する手段と、スキャンに先立って上
記記憶手段から同じ条件のスキャンについての入力ゲイ
ンを読み出して上記の増幅手段に設定し、この入力ゲイ
ンの記憶がない場合には最適入力ゲインを自動探索しそ
の入力ゲインを上記記憶手段に記憶するとともに上記の
増幅手段に設定する手段とを有するＭＲＩ装置。(1) Means for applying a static magnetic field to the subject, means for applying a gradient magnetic field to the subject, means for exciting the subject with an RF signal, and means for receiving an NMR signal from the subject , an amplification means whose gain can be changed to amplify the received NMR signal, and a detection and detection means for the NMR signal that has passed through this amplification means.
means for collecting data by sampling and A/D conversion; means for storing input gains according to the type of imaging sequence and the thickness of the imaging slice; means for reading out an input gain and setting it in the amplification means, and if the input gain is not stored, automatically searching for an optimal input gain, storing the input gain in the storage means, and setting it in the amplification means; An MRI device with
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63048201A JP2556085B2 (en) | 1988-02-29 | 1988-02-29 | MRI equipment |
Applications Claiming Priority (1)
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|---|---|---|---|
| JP63048201A JP2556085B2 (en) | 1988-02-29 | 1988-02-29 | MRI equipment |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01221153A true JPH01221153A (en) | 1989-09-04 |
| JP2556085B2 JP2556085B2 (en) | 1996-11-20 |
Family
ID=12796768
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63048201A Expired - Lifetime JP2556085B2 (en) | 1988-02-29 | 1988-02-29 | MRI equipment |
Country Status (1)
| Country | Link |
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2556085B2 (en) | 1996-11-20 |
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