JPH0380831A - 磁気共鳴映像法 - Google Patents
磁気共鳴映像法Info
- Publication number
- JPH0380831A JPH0380831A JP1214898A JP21489889A JPH0380831A JP H0380831 A JPH0380831 A JP H0380831A JP 1214898 A JP1214898 A JP 1214898A JP 21489889 A JP21489889 A JP 21489889A JP H0380831 A JPH0380831 A JP H0380831A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- converter
- signal
- digital data
- nmr signal
- attenuation
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 22
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 claims description 11
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 abstract description 5
- 230000006866 deterioration Effects 0.000 abstract description 3
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 abstract description 2
- 238000005481 NMR spectroscopy Methods 0.000 description 40
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 7
- 238000013139 quantization Methods 0.000 description 7
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 5
- 238000001208 nuclear magnetic resonance pulse sequence Methods 0.000 description 4
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 3
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 3
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 3
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 3
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 2
- 238000010606 normalization Methods 0.000 description 2
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 2
- 239000012528 membrane Substances 0.000 description 1
- 210000002784 stomach Anatomy 0.000 description 1
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
[産業上の利用分野]
この発明は、医療用画像診断に用いられる磁気共鳴映像
法に関し、特に受信されるNMR信号の振幅変動に起因
するAD変換器のビット精度誤差を抑制して高画質化を
実現した磁気共鳴映像法に関するものである。
法に関し、特に受信されるNMR信号の振幅変動に起因
するAD変換器のビット精度誤差を抑制して高画質化を
実現した磁気共鳴映像法に関するものである。
C従来の技術]
第3図は一般的な磁気共鳴装置を示すブロック図であり
、図において、(1)はZ軸方向に静磁場を発生する高
磁場マグネット、(2)は高磁場マグネットく1)内に
挿入される被検体、(3)は高周波磁場パルスを送受信
するためのRFコイル、(4)は直交3軸XYZ方向に
傾斜磁場を発生するための傾斜磁場コイル、く5)〜(
7)は°傾斜磁場コイル(4)を各軸毎に個別に駆動す
るための傾斜磁場電源、(8)はRFコイル(3)に接
続された送受切換装置、(9)は送受切換装置く8)を
介して受信されるNMR信号信号順幅するプリアンプで
ある。
、図において、(1)はZ軸方向に静磁場を発生する高
磁場マグネット、(2)は高磁場マグネットく1)内に
挿入される被検体、(3)は高周波磁場パルスを送受信
するためのRFコイル、(4)は直交3軸XYZ方向に
傾斜磁場を発生するための傾斜磁場コイル、く5)〜(
7)は°傾斜磁場コイル(4)を各軸毎に個別に駆動す
るための傾斜磁場電源、(8)はRFコイル(3)に接
続された送受切換装置、(9)は送受切換装置く8)を
介して受信されるNMR信号信号順幅するプリアンプで
ある。
(10)はプリアンプ(9)に接続された受信機であり
、入力端子に接続されたゲイティラド増幅器及びミキサ
(11)と、ゲイティラド増幅器及びミキサ(11〉に
接続された増幅器を含む可変減衰器(12〉と、この可
変減衰器(12)に接続された正弦波成分及び余弦波成
分に対応する一対のP S D (13)と、各PS
D (13)にそれぞれ90°異なる位相差を与える位
相シフタ〈14〉と、各P S D (13)の出力を
更に増幅するビデオ帯増幅器(15)とを備えている。
、入力端子に接続されたゲイティラド増幅器及びミキサ
(11)と、ゲイティラド増幅器及びミキサ(11〉に
接続された増幅器を含む可変減衰器(12〉と、この可
変減衰器(12)に接続された正弦波成分及び余弦波成
分に対応する一対のP S D (13)と、各PS
D (13)にそれぞれ90°異なる位相差を与える位
相シフタ〈14〉と、各P S D (13)の出力を
更に増幅するビデオ帯増幅器(15)とを備えている。
(16)は受信機(10)を介したNMR信号信号順D
変換するAD変換器、(17)はNMR信号信号順D変
換して得られたディジタルデータから二次元フーリエ変
換法により所望の断層像を再構成する計算機、(18)
は計算機(17)に接続されたコンソール、(19)は
送受切換装置(8)を介してRFパルスを送信するため
のRF送信機、(20)は計算機(17)からの制御デ
ータに基づいて装置全体を制御するシーケンス制御装置
である。
変換するAD変換器、(17)はNMR信号信号順D変
換して得られたディジタルデータから二次元フーリエ変
換法により所望の断層像を再構成する計算機、(18)
は計算機(17)に接続されたコンソール、(19)は
送受切換装置(8)を介してRFパルスを送信するため
のRF送信機、(20)は計算機(17)からの制御デ
ータに基づいて装置全体を制御するシーケンス制御装置
である。
第4図はスピンエコー法において二次元フーリエ変換法
を用いて断層像を再構成する場合の信号収集シーケンス
を示す一般的なパルスシーケンス図である。
を用いて断層像を再構成する場合の信号収集シーケンス
を示す一般的なパルスシーケンス図である。
図において、A1及びA2はそれぞれRFコイル(3)
から出力されるRFパルス(例えば、90°パルス及び
180°パルス)、Bはスピンエコー信号として受信さ
れるN M R信号である。
から出力されるRFパルス(例えば、90°パルス及び
180°パルス)、Bはスピンエコー信号として受信さ
れるN M R信号である。
Gllは被検体(2)の断層面を決定するZ軸方向のス
ライス磁場であり、各RFパルス^1及びA2に対応し
たスライス磁場Gg1及びGa4からなっている。
ライス磁場であり、各RFパルス^1及びA2に対応し
たスライス磁場Gg1及びGa4からなっている。
CIIはX軸方向の読み出し磁場であり、RFパルス^
1及びA2の間に印加される読み出し磁場G、1と、N
MR信号信号順信時に印加される読み出し磁場GR2と
からなっている。G2はY軸方向に位相エンコード量を
与える位相エンコード磁場であり、信号収集シーケンス
を繰り返す毎に位相エンコード量を変化させるようにな
っている。
1及びA2の間に印加される読み出し磁場G、1と、N
MR信号信号順信時に印加される読み出し磁場GR2と
からなっている。G2はY軸方向に位相エンコード量を
与える位相エンコード磁場であり、信号収集シーケンス
を繰り返す毎に位相エンコード量を変化させるようにな
っている。
次に、第3図及び第4図を参照しながら、従来の磁気共
鳴映像法について説明する。
鳴映像法について説明する。
まず、高磁場マグネット(1)及び傾斜磁場コイル(4
)内に被検体(2)を挿入し、第4図の信号収集シーケ
ンスを実行する。即ち、RFコイル(3)及び傾斜磁場
コイル(4)を駆動して、被検体(2)に対してRFパ
ルス^1及びA2並びにXYZ方向の傾斜磁場パルスを
印加し、RFコイル(3)を介して被検体(2)からの
NMR信号信号順信する。
)内に被検体(2)を挿入し、第4図の信号収集シーケ
ンスを実行する。即ち、RFコイル(3)及び傾斜磁場
コイル(4)を駆動して、被検体(2)に対してRFパ
ルス^1及びA2並びにXYZ方向の傾斜磁場パルスを
印加し、RFコイル(3)を介して被検体(2)からの
NMR信号信号順信する。
受信されたNMR信号信号順送受切換装置(8)及びプ
リアンプ(9)を介して受信機(10)に入力され、受
信機(10)で増幅された後、AD変換器(16)を介
してディジタルデータとなり、計算fi (17)に入
力される。計算機(17)は、AD変換されたディジタ
ルデータから二次元フーリエ変換法により画像を再構成
し、この断層像をコンソール(18)に表示する。この
とき、二次元フーリエ変換法を用いる場合、各信号収集
シーケンスにおいて、位相エンコード磁場GEを順次変
化させる。例えば、核磁気共鳴比をγ、撮像のマトリク
スサイズをN、位相エンコード方向の視野をLeとした
とき、位相エンコード量は、 7 L、eSG、dt=2n π・・・■n =H/2
.N/2−1.・−,1,0,−1,・−・、−N/2
−1のように変化され、これらの位相エンコード量に対
するNMR信号信号順次取得される。
リアンプ(9)を介して受信機(10)に入力され、受
信機(10)で増幅された後、AD変換器(16)を介
してディジタルデータとなり、計算fi (17)に入
力される。計算機(17)は、AD変換されたディジタ
ルデータから二次元フーリエ変換法により画像を再構成
し、この断層像をコンソール(18)に表示する。この
とき、二次元フーリエ変換法を用いる場合、各信号収集
シーケンスにおいて、位相エンコード磁場GEを順次変
化させる。例えば、核磁気共鳴比をγ、撮像のマトリク
スサイズをN、位相エンコード方向の視野をLeとした
とき、位相エンコード量は、 7 L、eSG、dt=2n π・・・■n =H/2
.N/2−1.・−,1,0,−1,・−・、−N/2
−1のように変化され、これらの位相エンコード量に対
するNMR信号信号順次取得される。
−iに、第4図のパルスシーケンスを用いた二次元フー
リエ変換法において、NMR信号信号順幅値B (t、
Gy)は、横緩和時間T2を無視すれば、B (t 、
Gy) −k SS r (x 、y)exp(i 7
(Gy−y−ty+Gx ・x ・tx))dxdy
・−・■で表わされる。但し、「(x、y)はスピン密
度、GyはY方向(位相エンコード方向)の傾斜磁場強
度、t、yはY方向の傾斜磁場(位相エンコード磁場G
、L)の印加時間、kは定数、G×はX方向(読み出し
方向)の傾斜磁場強度、txはX方向の傾斜磁場の印加
時間である。■式より、 G v = G y−t V = 0 且つ、 G R= G x・tx二 〇 のとき、即ち位相エンコード量がOのときのNMR信号
Bのピーク値は、全撮像の中で最大信号強度となる。尚
、読み出し磁場G8については、第4図のGRl及びG
112の各斜線部のパルス面積が一致した時点でNMR
信号信号膜−クとなる。
リエ変換法において、NMR信号信号順幅値B (t、
Gy)は、横緩和時間T2を無視すれば、B (t 、
Gy) −k SS r (x 、y)exp(i 7
(Gy−y−ty+Gx ・x ・tx))dxdy
・−・■で表わされる。但し、「(x、y)はスピン密
度、GyはY方向(位相エンコード方向)の傾斜磁場強
度、t、yはY方向の傾斜磁場(位相エンコード磁場G
、L)の印加時間、kは定数、G×はX方向(読み出し
方向)の傾斜磁場強度、txはX方向の傾斜磁場の印加
時間である。■式より、 G v = G y−t V = 0 且つ、 G R= G x・tx二 〇 のとき、即ち位相エンコード量がOのときのNMR信号
Bのピーク値は、全撮像の中で最大信号強度となる。尚
、読み出し磁場G8については、第4図のGRl及びG
112の各斜線部のパルス面積が一致した時点でNMR
信号信号膜−クとなる。
従って、受信機(10)内の可変減衰器(12〉の減衰
量は、位相エンコード磁場G6の強度がOのとき、即ち
、NMR信号信号膜大のピーク値がAD変換器〈16)
の入力最大レンジを越えない範囲でできるだけ大きくな
るように設定されている。この減衰量は、−旦設定され
ると全撮像を通じて変更されることはなく、NMR信号
信号膜同一の減衰量を用いて増幅されてAD変換器(1
6)に入力される。
量は、位相エンコード磁場G6の強度がOのとき、即ち
、NMR信号信号膜大のピーク値がAD変換器〈16)
の入力最大レンジを越えない範囲でできるだけ大きくな
るように設定されている。この減衰量は、−旦設定され
ると全撮像を通じて変更されることはなく、NMR信号
信号膜同一の減衰量を用いて増幅されてAD変換器(1
6)に入力される。
しかし、位相エンコード量が大きいときのNMR信号信
号膜−ク値が小さいため、同一の減衰量を適用するとA
D変換器(16〉に入力される信号強度が小さくなり、
AD変換器(16)のビット精度による量子化誤差が生
じてしまう。
号膜−ク値が小さいため、同一の減衰量を適用するとA
D変換器(16〉に入力される信号強度が小さくなり、
AD変換器(16)のビット精度による量子化誤差が生
じてしまう。
[発明が解決しようとする課題]
従来の磁気共鳴映像法は以上のように、位相エンコード
量がOのときの最大ピーク値のNMR信号信号膜D変換
器<16)の入力最大レンジを越えない範囲で十分大き
くなるように可変減衰器(12)の減衰量を決定し、全
撮像を通じて同一減衰量で撮像しているので、位相エン
コード量が大きいときのNMR信号信号膜しては、AD
変換器(16〉の入力信号が小さくなり、AD変換器(
16)のビット精度に起因する量子化誤差によりアーチ
ファクトが生じて画質が劣化するという問題点があった
。
量がOのときの最大ピーク値のNMR信号信号膜D変換
器<16)の入力最大レンジを越えない範囲で十分大き
くなるように可変減衰器(12)の減衰量を決定し、全
撮像を通じて同一減衰量で撮像しているので、位相エン
コード量が大きいときのNMR信号信号膜しては、AD
変換器(16〉の入力信号が小さくなり、AD変換器(
16)のビット精度に起因する量子化誤差によりアーチ
ファクトが生じて画質が劣化するという問題点があった
。
この発明は上記のような問題点を解決するためになされ
たもので、AD変換器のビット精度による量子化誤差を
抑制して、画質の劣化を防+Th j、た磁気共鳴映像
法を得ることを目的とする。
たもので、AD変換器のビット精度による量子化誤差を
抑制して、画質の劣化を防+Th j、た磁気共鳴映像
法を得ることを目的とする。
[課題を解決するための手段]
この発明に係る磁気共鳴映像法は、位相エンコード量が
OのときのNMR信号のピーク値がAD変換器の入力最
大レンジを越えない範囲でできるだけ大きくなるように
減衰量を最大減衰量に初期設定すると共に、位相エンコ
ード量がOでないときにAD変換器に入力されるNMR
信号のピーク値が所定値より小さい場合には、その時点
の減衰量を所定ピッチ分だけ小さく設定し、AD変ta
後に減衰量に応じてディジタルデータを補正し、最大減
衰量に対する信号値に正規化するようにしたものである
。
OのときのNMR信号のピーク値がAD変換器の入力最
大レンジを越えない範囲でできるだけ大きくなるように
減衰量を最大減衰量に初期設定すると共に、位相エンコ
ード量がOでないときにAD変換器に入力されるNMR
信号のピーク値が所定値より小さい場合には、その時点
の減衰量を所定ピッチ分だけ小さく設定し、AD変ta
後に減衰量に応じてディジタルデータを補正し、最大減
衰量に対する信号値に正規化するようにしたものである
。
「作用]
この発明においては、全撮像を通じて常に減衰量を可変
とし、ピーク値の小さいNMR信号が受信されたときに
は減衰量を小さく設定して、AD変換器に対する入力信
号強度が小さくなり過ぎないように相対的に大きくし、
量子化誤差の拡大を抑制する。そして、AD変換後に、
ディジタルデータを減衰量に応じて補正し、最大減衰量
に対する信号値となるように正規化する。
とし、ピーク値の小さいNMR信号が受信されたときに
は減衰量を小さく設定して、AD変換器に対する入力信
号強度が小さくなり過ぎないように相対的に大きくし、
量子化誤差の拡大を抑制する。そして、AD変換後に、
ディジタルデータを減衰量に応じて補正し、最大減衰量
に対する信号値となるように正規化する。
[実施例]
以下、この発明の一実施例を図について説明する。第1
図はこの発明の一実施例を説明するためのフローチャー
ト図であり、第2図はAD変換器(16)に入力される
NMR信号信号膜す波形図である。
図はこの発明の一実施例を説明するためのフローチャー
ト図であり、第2図はAD変換器(16)に入力される
NMR信号信号膜す波形図である。
尚、この発明を実施するための装置は第3図に示した通
りであり、計算機(17〉及びシーケンス制御装置(2
0)内のプログラムの一分が変更されていればよい。又
、この発明における信号収集シーケンスは、例えば第4
図と同様に、スピンエコー法によるNMR信号信号膜二
次元フーリエ変換法を用いて断層像を再構成するものと
する。
りであり、計算機(17〉及びシーケンス制御装置(2
0)内のプログラムの一分が変更されていればよい。又
、この発明における信号収集シーケンスは、例えば第4
図と同様に、スピンエコー法によるNMR信号信号膜二
次元フーリエ変換法を用いて断層像を再構成するものと
する。
ここでは、位相エンコード量を0がら順次大きくなるよ
うに変化させる場合を例にとって説明する。まず、位相
エンコード磁場G8が0(位相エンコード量が0)のと
きに受信されるNMR信号信号膜する最適な減衰量、即
ち最大減衰量ATTOを自動ゲイン調整により決定し、 ATT=ATTO とする(ステップSl)。この減衰量ATTにより、位
相エンコード量が0のときのAD変換器(16)に対す
る入力信号は、AD変換器(16)の入力レンジの範聞
内で最大となるように初期設定される。
うに変化させる場合を例にとって説明する。まず、位相
エンコード磁場G8が0(位相エンコード量が0)のと
きに受信されるNMR信号信号膜する最適な減衰量、即
ち最大減衰量ATTOを自動ゲイン調整により決定し、 ATT=ATTO とする(ステップSl)。この減衰量ATTにより、位
相エンコード量が0のときのAD変換器(16)に対す
る入力信号は、AD変換器(16)の入力レンジの範聞
内で最大となるように初期設定される。
次に、プロジュクション数■を1がら71〜リクスサイ
ズNまで変化させてNMR信号信号膜信するため、プロ
ジュクション数Iを1に初期設定し(ステップS2)、
第4図のパルスシーケンスに従ってNMR信号Bを受信
する(ステップS3)。
ズNまで変化させてNMR信号信号膜信するため、プロ
ジュクション数Iを1に初期設定し(ステップS2)、
第4図のパルスシーケンスに従ってNMR信号Bを受信
する(ステップS3)。
続いて、■式で表わされるNMR信号B (t)のピー
ク値B maxを求め〈ステップS4)、このピーク値
とAD変換器(16)の入力最大レンジを越えない程度
に予め設定された所定値Brefとを比較しくステップ
S5〉、ピーク値Bmaxが所定値Brefより小さけ
れば、所定ピッチだけ減少させた新たな減衰量を、20
1og(B max/B ref)+ A T T
−−−■から求める(ステップS6)。通常、可変減
衰器(12)による減衰量ATTの調整ピッチは、■式
のように常用対数で表わされる離散的な値をとるので、
−旦調整されると、ある程度のプロジュクション数に対
しては、同一の減衰量ATTが適用されることになる。
ク値B maxを求め〈ステップS4)、このピーク値
とAD変換器(16)の入力最大レンジを越えない程度
に予め設定された所定値Brefとを比較しくステップ
S5〉、ピーク値Bmaxが所定値Brefより小さけ
れば、所定ピッチだけ減少させた新たな減衰量を、20
1og(B max/B ref)+ A T T
−−−■から求める(ステップS6)。通常、可変減
衰器(12)による減衰量ATTの調整ピッチは、■式
のように常用対数で表わされる離散的な値をとるので、
−旦調整されると、ある程度のプロジュクション数に対
しては、同一の減衰量ATTが適用されることになる。
次に、NMR信号Bを再度受信して(ステップS7)、
ステップS6で設定された新たな減衰量ATTを適用し
てAD変換器(16)に入力し、AD変換されたディジ
タルデータD (t)を得る(ステップS8)。
ステップS6で設定された新たな減衰量ATTを適用し
てAD変換器(16)に入力し、AD変換されたディジ
タルデータD (t)を得る(ステップS8)。
このとき、第2図のように、AD変変換囲器16)に入
力されるNMR信号B′は、AD変換器(16)の入力
最大レンジRmax内で信号強度が増幅されているので
、AD変換器(16)のビット精度による量子化誤差が
抑制されたディジタルデータD (t )が得られる。
力されるNMR信号B′は、AD変換器(16)の入力
最大レンジRmax内で信号強度が増幅されているので
、AD変換器(16)のビット精度による量子化誤差が
抑制されたディジタルデータD (t )が得られる。
一方、ステップS5において、ピーク値B +aaxが
所定値B rer以上と判定された場合は、減衰量AT
Tを減少させることなくステップS8に遣み、ディジタ
ルデータD (t)に変換する。
所定値B rer以上と判定された場合は、減衰量AT
Tを減少させることなくステップS8に遣み、ディジタ
ルデータD (t)に変換する。
計算a!(17)は、こうして得られたディジタルデー
タD (t)を、その時点の減衰量ATTに応じて、最
大減衰量ATTOとの比に基づいて、[) (t)x
1OIATT6−A??+/218から補正し、ディジ
タルデータD (t)を正規化する(ステップS9)。
タD (t)を、その時点の減衰量ATTに応じて、最
大減衰量ATTOとの比に基づいて、[) (t)x
1OIATT6−A??+/218から補正し、ディジ
タルデータD (t)を正規化する(ステップS9)。
この結果、ディジタルデータD (t)の信号レベルは
、初期設定時の最大減衰fiATT。
、初期設定時の最大減衰fiATT。
を適用したときの信号レベルと同等になる。
次に、プロジュクション数■がマトリクスサイズNに達
しているか否かを判定しくステップ510)、達してい
なければ、プロジュクション数■をインクリメント(ス
テップ5ll)してステップS3に戻り、以上と同様の
動作を繰り返す。
しているか否かを判定しくステップ510)、達してい
なければ、プロジュクション数■をインクリメント(ス
テップ5ll)してステップS3に戻り、以上と同様の
動作を繰り返す。
従って、AD変換器(16〉に入力されるNMR信号B
のピーク値B waxが所定値B ref以上であれば
、受信I!l (10)は最新に設定された減衰量AT
Tを適用してAD変換器(16)の入力信号を生成し、
AD変換(ステップS8)及び正規化(ステップS9)
を実行し続ける。そして、AD変換器(16)の入力信
号のピーク値B naxが所定値B rerより小さく
なった時点で、可変減衰器(12)の減衰量ATTを所
定ピッチだけ減少させ(ステップS6)、入力信号強度
が小さくなり過ぎることを防ぐ。
のピーク値B waxが所定値B ref以上であれば
、受信I!l (10)は最新に設定された減衰量AT
Tを適用してAD変換器(16)の入力信号を生成し、
AD変換(ステップS8)及び正規化(ステップS9)
を実行し続ける。そして、AD変換器(16)の入力信
号のピーク値B naxが所定値B rerより小さく
なった時点で、可変減衰器(12)の減衰量ATTを所
定ピッチだけ減少させ(ステップS6)、入力信号強度
が小さくなり過ぎることを防ぐ。
このように、ピーク値の大きいNMR信号Bを受信した
場合には、AD変換器(16)の入力レンジ内で信号が
十分大きくなるように減衰量ATTが大きめに設定され
、ピーク値の小さいNMR信号Bを受信した場合には、
AD変換器(16)への入力信号が小さくなり過ぎない
程度に減衰量A ’f’ Tが小さめに設定される。従
って、AD変換器(16)に入力されるNMR信号Bの
ピーク値は、常に、入力レンジ内で十分大きい信号とな
る。
場合には、AD変換器(16)の入力レンジ内で信号が
十分大きくなるように減衰量ATTが大きめに設定され
、ピーク値の小さいNMR信号Bを受信した場合には、
AD変換器(16)への入力信号が小さくなり過ぎない
程度に減衰量A ’f’ Tが小さめに設定される。従
って、AD変換器(16)に入力されるNMR信号Bの
ピーク値は、常に、入力レンジ内で十分大きい信号とな
る。
以下、■式のように位相エンコード量を変化させながら
、N M R信号Bのピーク値B waxがAD変換器
(16)の入力最大レンジを越えない程度の大きい値と
なるように減哀欧ATTを設定し、AD変換器(16)
のビット精度による量子化誤差を抑制する。又、AD変
ta後のディジタルデータD(t)は、減衰量ATTに
応じて補正され、常に、最大減衰量ATTOに対する信
号値に正規化される。
、N M R信号Bのピーク値B waxがAD変換器
(16)の入力最大レンジを越えない程度の大きい値と
なるように減哀欧ATTを設定し、AD変換器(16)
のビット精度による量子化誤差を抑制する。又、AD変
ta後のディジタルデータD(t)は、減衰量ATTに
応じて補正され、常に、最大減衰量ATTOに対する信
号値に正規化される。
ステップS10において、プロジュクション数Iがマト
リクスサイズNに達したと判定された場合には、プロジ
ュクション数1〜Nにわたって収集されたディジタルデ
ータD(t)から画像を再構成する(ステップ512)
。
リクスサイズNに達したと判定された場合には、プロジ
ュクション数1〜Nにわたって収集されたディジタルデ
ータD(t)から画像を再構成する(ステップ512)
。
この結果、AD変換器(16)のビット精度に起因する
アーチファクトが抑制された高画質ば[r層像が得られ
、良好な診断を行うことができる。又、このとき、AD
変換器(16)のビット精度を上げる必要がなく、従来
のシステム構成のみを用いて実現することができるので
、特にコストアップを招くこともない2 尚、上記実施例では、スピンエコー法によるNMR信号
Bから二次元フーリエ変換法を用いて画像を再構成した
が、スピンエコー法に限らず、フールドエコー法による
NMR信号を用いてもよく又、三次元フーリエ変換法を
用いて画像を再構成してもよい。
アーチファクトが抑制された高画質ば[r層像が得られ
、良好な診断を行うことができる。又、このとき、AD
変換器(16)のビット精度を上げる必要がなく、従来
のシステム構成のみを用いて実現することができるので
、特にコストアップを招くこともない2 尚、上記実施例では、スピンエコー法によるNMR信号
Bから二次元フーリエ変換法を用いて画像を再構成した
が、スピンエコー法に限らず、フールドエコー法による
NMR信号を用いてもよく又、三次元フーリエ変換法を
用いて画像を再構成してもよい。
又、ステップS6及びS9において、新たな減衰量AT
T及び正規化用補正係数を各NMR信号B毎に計算した
が、予め適切な値を用意してテーブルとして記憶しても
よく、減衰量ATTを変更するか否かを、直前の位相エ
ンコード量に対して受信されたNMR信号Bの強度から
類推して決定してもよい。この場合、同一の位相エンコ
ード量に対するNMR信号Bを2回受信する必要がない
のでステップS7が省略することができ、撮像時間の延
長がなくなる。
T及び正規化用補正係数を各NMR信号B毎に計算した
が、予め適切な値を用意してテーブルとして記憶しても
よく、減衰量ATTを変更するか否かを、直前の位相エ
ンコード量に対して受信されたNMR信号Bの強度から
類推して決定してもよい。この場合、同一の位相エンコ
ード量に対するNMR信号Bを2回受信する必要がない
のでステップS7が省略することができ、撮像時間の延
長がなくなる。
又、NMR信号Bのピーク値の大小をソフトウア及びフ
ァームウェアで比較し、可変減衰器(12)における減
衰量ATTを決定したが、ハードウェアで構成してもよ
い。
ァームウェアで比較し、可変減衰器(12)における減
衰量ATTを決定したが、ハードウェアで構成してもよ
い。
更に、第3図のように、AD変換器(16)の入力信号
が、互いに位相が90°異なる正弦波成分及び余弦波成
分を含む場合に適用しても、同等の効果を奏することは
言うまでもない。
が、互いに位相が90°異なる正弦波成分及び余弦波成
分を含む場合に適用しても、同等の効果を奏することは
言うまでもない。
[発明の効果]
以上のようにこの発明によれば、位相エンコード量が0
のときのNMR信号のピーク値がAD変換器の入力最大
レンジを越えない範囲でできるだけ大きくなるように最
大減衰量を初期設定すると共に、位相エンコード量が0
でないときにAD変換器に入力されるNMR信号のピー
ク値が所定値より小さい場合には、その時点の減衰量を
所定ピッチ分だけ小さく設定し、AD変換後に減衰量に
応じてディジタルデータを補正し、最大減衰量に対する
信号値に正規化するようにしたので、AD変m 2?t
の量子化誤差によるアーチファクトを抑制した高画質な
断層像を再構成できる磁気共鳴映像法が得られる効果が
ある。
のときのNMR信号のピーク値がAD変換器の入力最大
レンジを越えない範囲でできるだけ大きくなるように最
大減衰量を初期設定すると共に、位相エンコード量が0
でないときにAD変換器に入力されるNMR信号のピー
ク値が所定値より小さい場合には、その時点の減衰量を
所定ピッチ分だけ小さく設定し、AD変換後に減衰量に
応じてディジタルデータを補正し、最大減衰量に対する
信号値に正規化するようにしたので、AD変m 2?t
の量子化誤差によるアーチファクトを抑制した高画質な
断層像を再構成できる磁気共鳴映像法が得られる効果が
ある。
第1図はこの発明の一実施例を説明するためのフローチ
ャート図、第2図はこの発明によるNMR信号の強度を
示す波形図、第3図は一般的な磁気共鳴映像装置を示す
ブロック図、第4図はスピンエコー法による一般的な信
号収集動作を示すパルスシーケンス図である。 (2〉・・・被検体 (1o)・・・受信機(
12)・・・可変減衰器 (16)・・・AD変換
器^1−八2・・・R,Fパルス G1・・スライ
ス磁場G、l・・・読み出し磁場 G1・・位相エンコード磁場 B・・・NMR信号 D (t)・・・ディジタルデータ B max・・・ピーク値 B ref・・・所定
値ATT・・・減衰量 ATTO−最大減衰量S
1・・・減衰量を初期設定するステップS3・・・NM
R信号を受信するステップS5・・・ピーク値を所定値
と比較するステップS6・・・減衰量を減少させるステ
ップS8・・・NMR信号をAD変換するステップS9
・・・ディジタルデータを正規化するステップS12・
・・画像を再構成するステップ尚、図中、同一符号は同
−又は相当部分を示す。
ャート図、第2図はこの発明によるNMR信号の強度を
示す波形図、第3図は一般的な磁気共鳴映像装置を示す
ブロック図、第4図はスピンエコー法による一般的な信
号収集動作を示すパルスシーケンス図である。 (2〉・・・被検体 (1o)・・・受信機(
12)・・・可変減衰器 (16)・・・AD変換
器^1−八2・・・R,Fパルス G1・・スライ
ス磁場G、l・・・読み出し磁場 G1・・位相エンコード磁場 B・・・NMR信号 D (t)・・・ディジタルデータ B max・・・ピーク値 B ref・・・所定
値ATT・・・減衰量 ATTO−最大減衰量S
1・・・減衰量を初期設定するステップS3・・・NM
R信号を受信するステップS5・・・ピーク値を所定値
と比較するステップS6・・・減衰量を減少させるステ
ップS8・・・NMR信号をAD変換するステップS9
・・・ディジタルデータを正規化するステップS12・
・・画像を再構成するステップ尚、図中、同一符号は同
−又は相当部分を示す。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 被検体に対してRFパルス及び直交3軸方向の傾斜磁場
を所定のシーケンスで印加し、これにより受信される前
記被検体からのNMR信号を、可変減衰器を含む受信機
を介して増幅すると共に、AD変換器を介してディジタ
ルデータに変換し、このディジタルデータからフーリエ
変換法により前記被検体の断層像を再構成する磁気共鳴
映像法において、 前記傾斜磁場による位相エンコード量が0のときのNM
R信号のピーク値が前記AD変換器の入力最大レンジを
越えない範囲でできるだけ大きくなるように前記可変減
衰器の減衰量を最大減衰量に初期設定すると共に、 前記位相エンコード量が0でないときに前記AD変換器
に入力されるNMR信号のピーク値が所定値より小さい
場合には、その時点の減衰量を所定ピッチ分だけ小さく
設定し、 前記NMR信号をAD変換した後に、前記減衰量に応じ
て前記ディジタルデータを補正し、前記最大減衰量に対
する信号値に正規化することを特徴とする磁気共鳴映像
法。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP1214898A JPH0380831A (ja) | 1989-08-23 | 1989-08-23 | 磁気共鳴映像法 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP1214898A JPH0380831A (ja) | 1989-08-23 | 1989-08-23 | 磁気共鳴映像法 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH0380831A true JPH0380831A (ja) | 1991-04-05 |
Family
ID=16663390
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP1214898A Pending JPH0380831A (ja) | 1989-08-23 | 1989-08-23 | 磁気共鳴映像法 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH0380831A (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2009147680A (ja) * | 2007-12-14 | 2009-07-02 | Yamatatsugumi:Kk | 携帯電話機 |
-
1989
- 1989-08-23 JP JP1214898A patent/JPH0380831A/ja active Pending
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2009147680A (ja) * | 2007-12-14 | 2009-07-02 | Yamatatsugumi:Kk | 携帯電話機 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US7573269B2 (en) | Method and apparatus for acquiring magnetic resonance imaging data | |
US5451876A (en) | MRI system with dynamic receiver gain | |
EP0634664B1 (en) | Fast spin echo prescan for MRI system | |
JP4693209B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング・システムのための高速スピン・エコーの位相補正法 | |
US4859945A (en) | Optimized signal to noise ratio | |
JP3411936B2 (ja) | Nmr装置 | |
DE19821780A1 (de) | Korrektur von durch Maxwell-Terme bei einer Schnitt-Verschiebungs-Echo-Planar-Abbildung verursachten Artefakten | |
JPH039733B2 (ja) | ||
DE19580154B4 (de) | Magnetresonanz (MRI)-Abbildungsverfahren mit zeitlich veränderlichem Gradienten während der Signalerfassung | |
JP3524097B2 (ja) | Mriスキャナのための周波数校正法 | |
JPH04231937A (ja) | Nmrスキャナ用のrf電力較正法 | |
US5168227A (en) | High resolution imaging using short te and tr pulse sequences with asymmetric nmr echo acquisition | |
US6329821B1 (en) | Method and apparatus to compensate for image artifacts caused by magnet vibration in an MR imaging system | |
JPH1094531A (ja) | Rfパルス包絡線を発生させる方法及び装置 | |
EP0314790A1 (en) | Method of correcting image distortion for nmr imaging apparatus | |
US6043659A (en) | Magnetic resonance imaging system with non-linear preamplification | |
US5655532A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and its method | |
WO2019161587A1 (zh) | 一种磁共振中心频率和射频功率校正扫描序列及方法 | |
US5184073A (en) | Method for correcting phase errors in a nuclear magnetic resonance signal and device for realizing same | |
JPH0380831A (ja) | 磁気共鳴映像法 | |
JP3183915B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
US11698427B2 (en) | Methods and systems for estimating transmit attenuation for a magnetic resonance imaging scan | |
JPH1156811A (ja) | 画像補正方法 | |
US10175326B2 (en) | Systems and methods for gradient-modulated pointwise encoding time reduction with radial acquisition magnetic resonance imaging | |
JPH05237067A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 |