JPH0370792B2 - - Google Patents
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- JPH0370792B2 JPH0370792B2 JP57226972A JP22697282A JPH0370792B2 JP H0370792 B2 JPH0370792 B2 JP H0370792B2 JP 57226972 A JP57226972 A JP 57226972A JP 22697282 A JP22697282 A JP 22697282A JP H0370792 B2 JPH0370792 B2 JP H0370792B2
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- echo signal
- echo
- magnetic resonance
- signals
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
- G01R33/3621—NMR receivers or demodulators, e.g. preamplifiers, means for frequency modulation of the MR signal using a digital down converter, means for analog to digital conversion [ADC] or for filtering or processing of the MR signal such as bandpass filtering, resampling, decimation or interpolation
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Description
【発明の詳細な説明】
［発明の技術分野］
本発明は、磁気共鳴（magnetic resonance）
（以下「MR」と略称する。）現象を利用して、被
検体内における特定原子核分布やその緩和時間な
どを被検体外部より計測する磁気共鳴イメージン
グ方法に関するものである。
（以下「MR」と略称する。）現象を利用して、被
検体内における特定原子核分布やその緩和時間な
どを被検体外部より計測する磁気共鳴イメージン
グ方法に関するものである。
まず、MRの原理について概略的に説明する。
原子核は陽子と中性子とからなつているが、それ
らが全体として独楽のように回転しているとみな
せるものがある（これを核スピン角運動量をも
つという）。例えば、水素の原子核（ 1H）は陽
子１個からなり、第１図ａに示すようにスピン量
子数1/2で表わされる回転をしている。ここで、
同図ｂに示すように陽子ｐは正の電荷e+をもつて
いるので、原子核の回転に従い、小さなコイルに
正の電荷に対応する電流が流れていることと同じ
であるから、磁気モーメントμが生ずる。すなわ
ち一つ一つの水素の原子核は、それぞれ一つ一つ
の小さな磁石とみなせる。ここで第２図ａ，ｂに
模式的に示したように、鉄のような強磁性体では
この微小磁石の方向が揃つている［第２図ａ］の
で、全体として磁化が観測されるが、上述の水素
等の場合は、各々の磁気モーメントの向きがラン
ダム［第２図ｂ］であり、全体として磁化は見ら
れない。ここで、ｚ方向の静磁場H0を印加する
と、各原子核がH0の方向に揃う（核のエネルギ
ー準位がｚ方向に量子化させる）。水素原子核に
ついてのこの様子を第３図ａに示す。水素原子核
のスピン量子数は1/2であるから、同図ｂに示す
ように、−1/2と＋1/2の２つの準位に分かれ、そ
の多くは＋1/2の準位に対応するｚ方向を向く。
２つのエネルギー単位間のエネルギー差は ΔE＝γH0 ……(1) γ；磁気回転比、 ＝ｈ／2π、ｈ；プランク定数 で与えられる。ここで各原子核には、静磁場Ｈに
より μ×H0 なる力が加わるので、原子核はｚ軸のまわりを、
角速度 ω＝γH0（ラーモア角速度） ……(2) で歳差運動する。この状態の系に角速度ωに対応
する周波数の電磁波（通常ラジオ波）を印加する
と共鳴がおこり、原子核は前記エネルギー差ΔE
に相当するエネルギーγH0を吸収して、高い方の
エネルギー準位に遷移する。核スピン角運動量を
持つ原子核が数種類混在していても、各原子核に
よつて磁気回転比γが異なるため、共鳴する周波
数が異なり、したがつて特定の原子核の共鳴のみ
をとりだすことができる。また、その共鳴の強さ
を測定すれば、原子核の存在量も知ることができ
る。また共鳴後、緩和時間と呼ばれる時定数で定
まる時間の後に高い準位へ励起させた原子核は、
低い準位へもどる。この緩和時間のうち特にT1
と呼ばれるスピン−格子間緩和時間は、各化合物
の結合の仕方に依存している時定数であり、正常
組織と悪性腫瘍とでは、値が大きく異なることが
知られている。
原子核は陽子と中性子とからなつているが、それ
らが全体として独楽のように回転しているとみな
せるものがある（これを核スピン角運動量をも
つという）。例えば、水素の原子核（ 1H）は陽
子１個からなり、第１図ａに示すようにスピン量
子数1/2で表わされる回転をしている。ここで、
同図ｂに示すように陽子ｐは正の電荷e+をもつて
いるので、原子核の回転に従い、小さなコイルに
正の電荷に対応する電流が流れていることと同じ
であるから、磁気モーメントμが生ずる。すなわ
ち一つ一つの水素の原子核は、それぞれ一つ一つ
の小さな磁石とみなせる。ここで第２図ａ，ｂに
模式的に示したように、鉄のような強磁性体では
この微小磁石の方向が揃つている［第２図ａ］の
で、全体として磁化が観測されるが、上述の水素
等の場合は、各々の磁気モーメントの向きがラン
ダム［第２図ｂ］であり、全体として磁化は見ら
れない。ここで、ｚ方向の静磁場H0を印加する
と、各原子核がH0の方向に揃う（核のエネルギ
ー準位がｚ方向に量子化させる）。水素原子核に
ついてのこの様子を第３図ａに示す。水素原子核
のスピン量子数は1/2であるから、同図ｂに示す
ように、−1/2と＋1/2の２つの準位に分かれ、そ
の多くは＋1/2の準位に対応するｚ方向を向く。
２つのエネルギー単位間のエネルギー差は ΔE＝γH0 ……(1) γ；磁気回転比、 ＝ｈ／2π、ｈ；プランク定数 で与えられる。ここで各原子核には、静磁場Ｈに
より μ×H0 なる力が加わるので、原子核はｚ軸のまわりを、
角速度 ω＝γH0（ラーモア角速度） ……(2) で歳差運動する。この状態の系に角速度ωに対応
する周波数の電磁波（通常ラジオ波）を印加する
と共鳴がおこり、原子核は前記エネルギー差ΔE
に相当するエネルギーγH0を吸収して、高い方の
エネルギー準位に遷移する。核スピン角運動量を
持つ原子核が数種類混在していても、各原子核に
よつて磁気回転比γが異なるため、共鳴する周波
数が異なり、したがつて特定の原子核の共鳴のみ
をとりだすことができる。また、その共鳴の強さ
を測定すれば、原子核の存在量も知ることができ
る。また共鳴後、緩和時間と呼ばれる時定数で定
まる時間の後に高い準位へ励起させた原子核は、
低い準位へもどる。この緩和時間のうち特にT1
と呼ばれるスピン−格子間緩和時間は、各化合物
の結合の仕方に依存している時定数であり、正常
組織と悪性腫瘍とでは、値が大きく異なることが
知られている。
上述では水素原子核（ 1H）について説明した
が、この他にも核スピン角運動量をもつ原子核で
同様の測定を行なうことが可能であり、通常の化
学分析では上記水素原子核（ 1H）の他に、フツ
素原子核（ 19F）、リン原子核（ 31P）や炭素原
子核（ 13C）等が利用されている。
が、この他にも核スピン角運動量をもつ原子核で
同様の測定を行なうことが可能であり、通常の化
学分析では上記水素原子核（ 1H）の他に、フツ
素原子核（ 19F）、リン原子核（ 31P）や炭素原
子核（ 13C）等が利用されている。
このように、MRによつて、特定原子核の存在
量およびその緩和時間を測定することができるの
で、物質内の特定原子核についての化学的情報が
得られる。
量およびその緩和時間を測定することができるの
で、物質内の特定原子核についての化学的情報が
得られる。
このMR信号としては、物体内の各原子核の磁
化方向の位相が収束・発散することによるエコー
信号や、前述の磁化方向ベクトルの位相が静磁場
方向に収束するまでのT1時間の間に出力する自
由誘導減衰（FID：free induction decay）信号
（以下「FID信号」と称する）があるが、以下の
説明ではエコー信号について述べることにする。
化方向の位相が収束・発散することによるエコー
信号や、前述の磁化方向ベクトルの位相が静磁場
方向に収束するまでのT1時間の間に出力する自
由誘導減衰（FID：free induction decay）信号
（以下「FID信号」と称する）があるが、以下の
説明ではエコー信号について述べることにする。
このエコー信号を利用して測定する方法として
「スピンエコー法」と称するものがある。この方
法は、90゜、τ、180゜のパルス系列を用い、2τ時
間後にエコーを観測するものである。尚、この時
に印加するパルスの90゜および180゜という角度は、
印加する磁界H1の強さと印加時間tpとによつて
決定されるもので、以下の式により与えられる。
「スピンエコー法」と称するものがある。この方
法は、90゜、τ、180゜のパルス系列を用い、2τ時
間後にエコーを観測するものである。尚、この時
に印加するパルスの90゜および180゜という角度は、
印加する磁界H1の強さと印加時間tpとによつて
決定されるもので、以下の式により与えられる。
θ＝γH1tp［rad］ ……(3)
そしてこのエコー信号を利用して、被検体のあ
る断面における特定の原子核スピン密度の分布を
コンピユータ処理し、断層像を再構成するMRI
装置（磁気共鳴イメージング装置）が周知のとお
り存在するが、このような装置にて画像を再構成
する際に近年においては、検出したエコー信号を
その周波数情報および位相情報を利用するため
に、互いに位相が90゜異なる参照波で位相検波す
るという方法が行なわれている。
る断面における特定の原子核スピン密度の分布を
コンピユータ処理し、断層像を再構成するMRI
装置（磁気共鳴イメージング装置）が周知のとお
り存在するが、このような装置にて画像を再構成
する際に近年においては、検出したエコー信号を
その周波数情報および位相情報を利用するため
に、互いに位相が90゜異なる参照波で位相検波す
るという方法が行なわれている。
しかしながら、物質内の原子核にまで及ぶ極度
に微小な物体から得られる微弱な信号を利用する
関係上、その信号を検出することは極めて困難な
ことである。実際にはさらに、被検体より発する
熱雑音や回路系における増幅器の雑音などのラン
ダム性を有する雑音が、前述した非常に微弱な信
号に加わることになり、信号対ノイズ比（以下、
Ｓ／Ｎ比という）が非常に悪い。従つて、磁気共
鳴現象により誘起する純粋な信号だけを選択的に
検出するということにおいても、非常な困難性を
有するものである。
に微小な物体から得られる微弱な信号を利用する
関係上、その信号を検出することは極めて困難な
ことである。実際にはさらに、被検体より発する
熱雑音や回路系における増幅器の雑音などのラン
ダム性を有する雑音が、前述した非常に微弱な信
号に加わることになり、信号対ノイズ比（以下、
Ｓ／Ｎ比という）が非常に悪い。従つて、磁気共
鳴現象により誘起する純粋な信号だけを選択的に
検出するということにおいても、非常な困難性を
有するものである。
［発明の目的］
本発明は上記事情に鑑み成されたもので、磁気
共鳴現象により誘起する信号のＳ／Ｎ比を向上さ
せたMRイメージング方法を提供することを目的
とする。
共鳴現象により誘起する信号のＳ／Ｎ比を向上さ
せたMRイメージング方法を提供することを目的
とする。
［発明の概要］
上記の目的を達成すべく第１の発明は、一様静
磁場下の被検体を高周波励起パルスにより励起す
る第１のステツプと、前記高周波励起パルスの各
回ごとに励起された被検体から複数のエコー信号
を収集する第２のステツプと、収集されたエコー
信号に所定の処理を行なつて所定原子核の分布を
求める第３のステツプとからなる磁気共鳴イメー
ジング方法において、前記第２のステツプで得ら
れる複数のエコー信号を加算することを特徴とす
るものである。
磁場下の被検体を高周波励起パルスにより励起す
る第１のステツプと、前記高周波励起パルスの各
回ごとに励起された被検体から複数のエコー信号
を収集する第２のステツプと、収集されたエコー
信号に所定の処理を行なつて所定原子核の分布を
求める第３のステツプとからなる磁気共鳴イメー
ジング方法において、前記第２のステツプで得ら
れる複数のエコー信号を加算することを特徴とす
るものである。
第２の発明は、一様静磁場下の被検体を高周波
励起パルスにより励起する第１のステツプと、励
起された被検体から少なくとも１つのエコー信号
を収集する第２のステツプと、収集されたエコー
信号に所定の処理を行なつて所定原子核の分布を
求める第３のステツプとからなる磁気共鳴イメー
ジング方法において、前記第２のステツプで得ら
れる各エコー信号について、エコー信号のピーク
の位置を基準として対称移動させて互いに加算す
ることを特徴とするものである。
励起パルスにより励起する第１のステツプと、励
起された被検体から少なくとも１つのエコー信号
を収集する第２のステツプと、収集されたエコー
信号に所定の処理を行なつて所定原子核の分布を
求める第３のステツプとからなる磁気共鳴イメー
ジング方法において、前記第２のステツプで得ら
れる各エコー信号について、エコー信号のピーク
の位置を基準として対称移動させて互いに加算す
ることを特徴とするものである。
上記各発明は、エコー信号を加算する場合は信
号は加算した回数倍大きくなるが、ノイズ成分の
場合はランダム性を有するので、加算の回数倍よ
り小さくなるという現象を利用し、Ｓ／Ｎ比を向
上させようとするものである。
号は加算した回数倍大きくなるが、ノイズ成分の
場合はランダム性を有するので、加算の回数倍よ
り小さくなるという現象を利用し、Ｓ／Ｎ比を向
上させようとするものである。
［発明の実施例］
以下に、MR信号、例えばエコー信号のＳ／Ｎ
比を向上させるための２つの方法を示す。
比を向上させるための２つの方法を示す。
＜その１＞
通常のエコー信号収集では、第４図ａ，ｂのよ
うな信号を得ることができる。ａ，ｂは、それぞ
れ収集された信号を共鳴周波数を有する90゜位相
の異なる２つの参照波でそれぞれ位相検波したも
のである。この中で、ａをcos成分、ｂをsin成分
と以後呼ぶことにし、縦軸はエコー信号の大き
さ、横軸は時間ｔを表わしている。尚、このよう
な波形は例えば、Carr−Purcell法、または
CPMG法により得られるものであり、総称して
マルチエコー法と呼ばれている（『パルスおよび
フーリエ変換NMR』フアラー、ベツカー共著吉
岡書店p33〜38参照）。
うな信号を得ることができる。ａ，ｂは、それぞ
れ収集された信号を共鳴周波数を有する90゜位相
の異なる２つの参照波でそれぞれ位相検波したも
のである。この中で、ａをcos成分、ｂをsin成分
と以後呼ぶことにし、縦軸はエコー信号の大き
さ、横軸は時間ｔを表わしている。尚、このよう
な波形は例えば、Carr−Purcell法、または
CPMG法により得られるものであり、総称して
マルチエコー法と呼ばれている（『パルスおよび
フーリエ変換NMR』フアラー、ベツカー共著吉
岡書店p33〜38参照）。
第４図ａ，ｂにおける個々のエコー信号Ｃ１，
Ｃ２，Ｃ３およびＳ１，Ｓ２，Ｓ３は、この順に
励起された磁化の横緩和（Ｔ２緩和）を反映して
いる。個々のエコー信号Ｃ１，Ｃ２，Ｃ３同士ま
たはＳ１，Ｓ２，Ｓ３同士を加算することにより
上述と同様にＳ／Ｎ比を向上することができる。
収集方法によつてはエコー信号の符号が反転する
ことがあるが、その時は符号を反転して加算す
る。以上の処理の流れを第５図に示す。
Ｃ２，Ｃ３およびＳ１，Ｓ２，Ｓ３は、この順に
励起された磁化の横緩和（Ｔ２緩和）を反映して
いる。個々のエコー信号Ｃ１，Ｃ２，Ｃ３同士ま
たはＳ１，Ｓ２，Ｓ３同士を加算することにより
上述と同様にＳ／Ｎ比を向上することができる。
収集方法によつてはエコー信号の符号が反転する
ことがあるが、その時は符号を反転して加算す
る。以上の処理の流れを第５図に示す。
まず、最初のエコー信号であることを認識する
ための変数ｉをクリアしておき、第４図ａにおけ
るエコー信号をCnとし、ｎの初期値として１と
設定する。そして、変数ｉをインクリメントす
る。次に、エコー信号のcos成分のピークが負で
あるかどうかを判断し、負であつた場合にその符
号を反転する。次に変数ｉが“１”であるかを判
断（即ち、現在のエコー信号は最初のものである
かどうか）し、その時にはエコー信号のバツフア
をクリアする。そして現在のエコー信号とバツフ
アに入つている値（現在は“０”）とを加算する。
次に、ｉの値とエコー信号数（第４図ａ状態では
“３”）とを比較し、エコー信号数が大のときはｉ
の値のインクリメントから続行する。２回目以降
は、順次エコー信号を変えていくものとする（Ｃ
１→Ｃ２→Ｃ３）。そしてインクリメントされた
ｉが、エコー信号数より大となつた時はこの処理
フローは終了し、後述するスピン密度および緩和
時間演算処理に移り、例えば断層像の表示に供す
るものである。
ための変数ｉをクリアしておき、第４図ａにおけ
るエコー信号をCnとし、ｎの初期値として１と
設定する。そして、変数ｉをインクリメントす
る。次に、エコー信号のcos成分のピークが負で
あるかどうかを判断し、負であつた場合にその符
号を反転する。次に変数ｉが“１”であるかを判
断（即ち、現在のエコー信号は最初のものである
かどうか）し、その時にはエコー信号のバツフア
をクリアする。そして現在のエコー信号とバツフ
アに入つている値（現在は“０”）とを加算する。
次に、ｉの値とエコー信号数（第４図ａ状態では
“３”）とを比較し、エコー信号数が大のときはｉ
の値のインクリメントから続行する。２回目以降
は、順次エコー信号を変えていくものとする（Ｃ
１→Ｃ２→Ｃ３）。そしてインクリメントされた
ｉが、エコー信号数より大となつた時はこの処理
フローは終了し、後述するスピン密度および緩和
時間演算処理に移り、例えば断層像の表示に供す
るものである。
＜その２＞
第６図ａ，ｂに示す如く、エコー信号のcos成
分およびsin成分波形の１つに注目した場合、点
線Ａに対してcos成分は線対称、sin成分は点対称
の関係にある。このように対称関係になつている
部分同士をそれぞれ対称移動させ、加算すること
によりノイズ成分は相対的に減少し、Ｓ／Ｎ比を
向上することができる。この際、第６図ｂに示す
sin成分の波形については、点線Ａに対して点対
称になつているため、対称部分の一方の符号を反
転してから互いに加算する。以上の処理の流れを
第７図に示す。
分およびsin成分波形の１つに注目した場合、点
線Ａに対してcos成分は線対称、sin成分は点対称
の関係にある。このように対称関係になつている
部分同士をそれぞれ対称移動させ、加算すること
によりノイズ成分は相対的に減少し、Ｓ／Ｎ比を
向上することができる。この際、第６図ｂに示す
sin成分の波形については、点線Ａに対して点対
称になつているため、対称部分の一方の符号を反
転してから互いに加算する。以上の処理の流れを
第７図に示す。
まず、入力されるエコー信号はcos成分である
かどうかの判断を行ない、もしそうであれば点線
Ａ部分（最大点）より時間的に前と後の信号の加
算平均を算出する。もしcos成分でなかつたら、
エコー信号がsin成分であるかどうかの判断を行
ない、もしそうであれば点線Ａ部分（零点）を中
心として、一方の符号を反転して他方のsinの波
形に加算する。このような演算を終了した後はや
はり、後述するスピン密度および緩和時間演算処
理に移り、診断に供するものである。
かどうかの判断を行ない、もしそうであれば点線
Ａ部分（最大点）より時間的に前と後の信号の加
算平均を算出する。もしcos成分でなかつたら、
エコー信号がsin成分であるかどうかの判断を行
ない、もしそうであれば点線Ａ部分（零点）を中
心として、一方の符号を反転して他方のsinの波
形に加算する。このような演算を終了した後はや
はり、後述するスピン密度および緩和時間演算処
理に移り、診断に供するものである。
次に、前述した本発明の実施例の構成をエコー
信号を互いに位相が90゜異なる参照波で位相検波
するという近年における方法の構成を示す第８図
を参照して説明する。被検体１は、静磁場H0内
で静磁場H0と直交する磁場を誘起するように捲
回させた送受信コイル２内に配置される。同調器
３は、送信系４で発生する電磁波から特定周波数
の電磁波を選択し、被検体１中の特定核種、例え
ば 1Hに同調するように励起パルスを送受信コイ
ル２に印加する。増幅器５は送受信コイル２で受
信したエコー信号を増幅し、２個の位相検波器６
Ａ，６Ｂに出力する。参照信号発生器７は、移相
器７Ａおよび90゜位相変換器７Ｂを有し、エコー
信号と同じ周波数を有すると共に互いに位相が
90゜異なる２種の参照波を発生し、参照波それぞ
れが位相検出器６Ａ，６Ｂに出力するように構成
されている。２個の位相検波器６Ａ，６Ｂそれぞ
れは、エコー信号を参照波で位相検波してアナロ
グの２信号に分離する。分離された２信号は、増
幅器８Ａ，８Ｂで増幅され、ローパスフイルタ９
Ａ，９Ｂで高周波成分を除去される。その後、
Ａ／Ｄ変換器１０Ａ，１０Ｂでデイジタル化され
た２信号はＳ／Ｎ比向上回路１１に入力される。
Ｓ／Ｎ比向上回路１１は、前述した２方法のいず
れかの演算を行なう演算素子であり、このＳ／Ｎ
比向上回路１１におけるいずれかの演算方法によ
り、Ｓ／Ｎ比の向上した２信号が次段のスピン密
度および緩和時間演算処理器１２に出力され、こ
の被検体１におけるMRによる診断情報を得るこ
とができる。
信号を互いに位相が90゜異なる参照波で位相検波
するという近年における方法の構成を示す第８図
を参照して説明する。被検体１は、静磁場H0内
で静磁場H0と直交する磁場を誘起するように捲
回させた送受信コイル２内に配置される。同調器
３は、送信系４で発生する電磁波から特定周波数
の電磁波を選択し、被検体１中の特定核種、例え
ば 1Hに同調するように励起パルスを送受信コイ
ル２に印加する。増幅器５は送受信コイル２で受
信したエコー信号を増幅し、２個の位相検波器６
Ａ，６Ｂに出力する。参照信号発生器７は、移相
器７Ａおよび90゜位相変換器７Ｂを有し、エコー
信号と同じ周波数を有すると共に互いに位相が
90゜異なる２種の参照波を発生し、参照波それぞ
れが位相検出器６Ａ，６Ｂに出力するように構成
されている。２個の位相検波器６Ａ，６Ｂそれぞ
れは、エコー信号を参照波で位相検波してアナロ
グの２信号に分離する。分離された２信号は、増
幅器８Ａ，８Ｂで増幅され、ローパスフイルタ９
Ａ，９Ｂで高周波成分を除去される。その後、
Ａ／Ｄ変換器１０Ａ，１０Ｂでデイジタル化され
た２信号はＳ／Ｎ比向上回路１１に入力される。
Ｓ／Ｎ比向上回路１１は、前述した２方法のいず
れかの演算を行なう演算素子であり、このＳ／Ｎ
比向上回路１１におけるいずれかの演算方法によ
り、Ｓ／Ｎ比の向上した２信号が次段のスピン密
度および緩和時間演算処理器１２に出力され、こ
の被検体１におけるMRによる診断情報を得るこ
とができる。
以上記載した一実施例の構成によると、エコー
信号をその共鳴周波数であつて、位相が互いに
90゜異なる２つの参照波で検波し、デイジタル化
した２信号について、Ｓ／Ｎ比を向上させること
ができ、MR画像診断に適用した場合には、非常
に高品質の画像を得ることができる。
信号をその共鳴周波数であつて、位相が互いに
90゜異なる２つの参照波で検波し、デイジタル化
した２信号について、Ｓ／Ｎ比を向上させること
ができ、MR画像診断に適用した場合には、非常
に高品質の画像を得ることができる。
以上、この発明の実施例について詳述したが、
この発明は前記実施例に限定されるものではな
く、この発明の要旨の範囲内で適宜に変形して実
施することができるのはいうまでもない。
この発明は前記実施例に限定されるものではな
く、この発明の要旨の範囲内で適宜に変形して実
施することができるのはいうまでもない。
［発明の効果］
本発明によれば、磁気共鳴現象により誘起する
信号のＳ／Ｎ比を向上させたMRイメージング方
法を提供することができる。
信号のＳ／Ｎ比を向上させたMRイメージング方
法を提供することができる。
第１図ａ，ｂは磁気モーメントを説明するため
の説明図、第２図ａ，ｂは磁気モーメントの配列
について説明するための説明図、第３図ａ，ｂは
静磁場による磁気モーメントの整列について説明
するための説明図、第４図ａ，ｂは、磁気共鳴現
象によるエコー信号列の一例を示す図、第５図は
本発明の実施例その１における演算方法を示す流
れ図、第６図ａ，ｂは第４図におけるエコー信号
の単一波形を示す図、第７図は本発明の実施例そ
の２における演算方法を示す流れ図、第８図は本
発明の実施例の構成を示すブロツク図である。 １１……Ｓ／Ｎ比向上回路、１２……スピン密
度および緩和時間演算処理器。
の説明図、第２図ａ，ｂは磁気モーメントの配列
について説明するための説明図、第３図ａ，ｂは
静磁場による磁気モーメントの整列について説明
するための説明図、第４図ａ，ｂは、磁気共鳴現
象によるエコー信号列の一例を示す図、第５図は
本発明の実施例その１における演算方法を示す流
れ図、第６図ａ，ｂは第４図におけるエコー信号
の単一波形を示す図、第７図は本発明の実施例そ
の２における演算方法を示す流れ図、第８図は本
発明の実施例の構成を示すブロツク図である。 １１……Ｓ／Ｎ比向上回路、１２……スピン密
度および緩和時間演算処理器。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 一様静磁場下の被検体を高周波励起パルスに
より励起する第１のステツプと、 前記高周波励起パルスの各回ごとに励起された
被検体から複数のエコー信号を収集する第２のス
テツプと、 収集されたエコー信号に所定の処理を行なつて
所定原子核の分布を求める第３のステツプとから
なる磁気共鳴イメージング方法において、 前記第２のステツプで得られる複数のエコー信
号を加算することを特徴とする磁気共鳴イメージ
ング方法。 ２ 一様静磁場下の被検体を高周波励起パルスに
より励起する第１のステツプと、 励起された被検体から少なくとも１つのエコー
信号を収集する第２のステツプと、 収集されたエコー信号に所定の処理を行なつて
所定原子核の分布を求める第３のステツプとから
なる磁気共鳴イメージング方法において、 前記第２のステツプで得られる各エコー信号に
ついて、エコー信号のピークの位置を基準として
対称移動させて互いに加算することを特徴とする
磁気共鳴イメージング方法。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57226972A JPS59119248A (ja) | 1982-12-27 | 1982-12-27 | 核磁気共鳴装置 |
| EP83112855A EP0114349B1 (en) | 1982-12-27 | 1983-12-20 | Nuclear magnetic resonance diagnostic apparatus |
| DE8383112855T DE3375670D1 (en) | 1982-12-27 | 1983-12-20 | Nuclear magnetic resonance diagnostic apparatus |
| US07/178,850 US4849886A (en) | 1982-12-27 | 1988-04-01 | System for improving the SIN ratio of a NMR signal by summing in phase cosine and/or sine components |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57226972A JPS59119248A (ja) | 1982-12-27 | 1982-12-27 | 核磁気共鳴装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59119248A JPS59119248A (ja) | 1984-07-10 |
| JPH0370792B2 true JPH0370792B2 (ja) | 1991-11-08 |
Family
ID=16853497
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57226972A Granted JPS59119248A (ja) | 1982-12-27 | 1982-12-27 | 核磁気共鳴装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4849886A (ja) |
| EP (1) | EP0114349B1 (ja) |
| JP (1) | JPS59119248A (ja) |
| DE (1) | DE3375670D1 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPWO2021166419A1 (ja) * | 2020-02-20 | 2021-08-26 |
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| US5185573A (en) * | 1991-04-16 | 1993-02-09 | Hewlett-Packard Company | Method for focusing of magnetic resonance images |
| JP4021402B2 (ja) * | 2003-11-11 | 2007-12-12 | 株式会社日立製作所 | 制御可能な検波部を有する核磁気共鳴装置 |
| US7805981B2 (en) * | 2007-02-13 | 2010-10-05 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Gaseous nuclear symmetric state and quantification thereof |
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| US4307344A (en) * | 1979-01-25 | 1981-12-22 | Emi Limited | Imaging systems |
| JPH0135652B2 (ja) * | 1980-03-14 | 1989-07-26 | Nat Res Dev | |
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-
1982
- 1982-12-27 JP JP57226972A patent/JPS59119248A/ja active Granted
-
1983
- 1983-12-20 DE DE8383112855T patent/DE3375670D1/de not_active Expired
- 1983-12-20 EP EP83112855A patent/EP0114349B1/en not_active Expired
-
1988
- 1988-04-01 US US07/178,850 patent/US4849886A/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPWO2021166419A1 (ja) * | 2020-02-20 | 2021-08-26 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0114349A3 (en) | 1985-05-29 |
| EP0114349B1 (en) | 1988-02-10 |
| DE3375670D1 (en) | 1988-03-17 |
| US4849886A (en) | 1989-07-18 |
| JPS59119248A (ja) | 1984-07-10 |
| EP0114349A2 (en) | 1984-08-01 |
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