JPH0472585A - Ｍｒ装置 - Google Patents
Ｍｒ装置Info
- Publication number
- JPH0472585A JPH0472585A JP2186597A JP18659790A JPH0472585A JP H0472585 A JPH0472585 A JP H0472585A JP 2186597 A JP2186597 A JP 2186597A JP 18659790 A JP18659790 A JP 18659790A JP H0472585 A JPH0472585 A JP H0472585A
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- phase
- signal
- magnetic field
- transmitting
- pulse
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- Pending
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- 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
この発明は、核磁気共鳴映像装置（ＭＲＩ装置）や核磁
気共鳴スペクトロスコピ装置（ＭＲ８Ｒ８装置どのＭＲ
装置に関する。
気共鳴スペクトロスコピ装置（ＭＲ８Ｒ８装置どのＭＲ
装置に関する。
ＭＨＩ装置やＭＲＳ装置などのＭＲ装置は、静磁場中に
配置された被検体にＲＦパルスを照射して被検体中の核
スピンに核磁気共鳴を起こさせ、その共鳴信号を受信す
るものである。 ＭＲＩ装置では、直交３軸の１軸方向の傾斜磁場を用い
てスライス面を選択励起するとともに、他の２軸方向の
傾斜磁場によりこの２軸の位置情報を周波数及び位相の
シフト量として共鳴信号にエンコードし、受信した共鳴
信号をフーリエ変換することによりこれら２軸の位置信
号をデコードして、上記のスライス面の画像を再構成す
る。 ＭＲ３装置では、受信した共鳴信号をフーリエ変換して
スペクトルを求める。 そこで、これらのＭ Ｒ装置では、受信した共鳴信号の
位相検出精度が重要であり、高周波パルスの送受信回路
系で位相異常が生じると、ＭＨＩ装置では画像のアーテ
ィファクトを生じ、ＭＲＳ装置ではスペクトルの精度の
劣化がもたらされる。
配置された被検体にＲＦパルスを照射して被検体中の核
スピンに核磁気共鳴を起こさせ、その共鳴信号を受信す
るものである。 ＭＲＩ装置では、直交３軸の１軸方向の傾斜磁場を用い
てスライス面を選択励起するとともに、他の２軸方向の
傾斜磁場によりこの２軸の位置情報を周波数及び位相の
シフト量として共鳴信号にエンコードし、受信した共鳴
信号をフーリエ変換することによりこれら２軸の位置信
号をデコードして、上記のスライス面の画像を再構成す
る。 ＭＲ３装置では、受信した共鳴信号をフーリエ変換して
スペクトルを求める。 そこで、これらのＭ Ｒ装置では、受信した共鳴信号の
位相検出精度が重要であり、高周波パルスの送受信回路
系で位相異常が生じると、ＭＨＩ装置では画像のアーテ
ィファクトを生じ、ＭＲＳ装置ではスペクトルの精度の
劣化がもたらされる。
しかしながら、実際には、高周波パルスの送受信回路系
のアース電位のゆらぎや外乱ノイズ、構成素子の不安定
性などから送信回路系と受信回路系との間における位相
関係の乱れが避けられず、それが原因となって画像やス
ペクトルの劣化が生じるという問題がある。 すなわち、ＭＲＩ装置では、前述の通り、画像再構成の
際の２軸の位置情報を周波数及び位相のシフト量として
共鳴信号にエンコードしており、送信回路系と受信回路
系との間で位相関係がつねに一定でないなら、位相シフ
ト量の検出が不正確となり、画像上、位相方向に位相乱
れアーティファクトが生じる。 才な、ＭＲ３装置では、位置情報を位相シフト量として
共鳴信号に付加することはないが、送信回路系と受信回
路系との間で位相関係が不安定であると、スペクトルの
精度が劣化する。 この発明は、上記に鑑み、受信したＮＭＲ信号の位相検
出精度を高めることができる、ＭＲ装置を提供すること
を目的とする。
のアース電位のゆらぎや外乱ノイズ、構成素子の不安定
性などから送信回路系と受信回路系との間における位相
関係の乱れが避けられず、それが原因となって画像やス
ペクトルの劣化が生じるという問題がある。 すなわち、ＭＲＩ装置では、前述の通り、画像再構成の
際の２軸の位置情報を周波数及び位相のシフト量として
共鳴信号にエンコードしており、送信回路系と受信回路
系との間で位相関係がつねに一定でないなら、位相シフ
ト量の検出が不正確となり、画像上、位相方向に位相乱
れアーティファクトが生じる。 才な、ＭＲ３装置では、位置情報を位相シフト量として
共鳴信号に付加することはないが、送信回路系と受信回
路系との間で位相関係が不安定であると、スペクトルの
精度が劣化する。 この発明は、上記に鑑み、受信したＮＭＲ信号の位相検
出精度を高めることができる、ＭＲ装置を提供すること
を目的とする。
上記の目的を達成するなめ、この発明によるＭＲ装置に
おいては、静磁％発生手段と、該静磁場中に置かれた被
検体に対してＲＦパルスを送信するＲＦ送信手段と、被
検体から生じるＮ Ｍ Ｒ，信号を受信する受信手段と
、該受信されたＮ Ｍ Ｒ信号を位相検波する手段と、
上記の送信されたＲＦパルスを受信する手段と、該受信
されなＲＦパルスの位相検波出力を監視する手段とが備
えられることか特徴となっている。
おいては、静磁％発生手段と、該静磁場中に置かれた被
検体に対してＲＦパルスを送信するＲＦ送信手段と、被
検体から生じるＮ Ｍ Ｒ，信号を受信する受信手段と
、該受信されたＮ Ｍ Ｒ信号を位相検波する手段と、
上記の送信されたＲＦパルスを受信する手段と、該受信
されなＲＦパルスの位相検波出力を監視する手段とが備
えられることか特徴となっている。
被検体に送信されたＲＦパルスかそのまま受信され、位
相検波される。そのため、送信回路系と受信回路系との
間での位相関係が一定であれは、位相検波信号は、もと
の送信ＲＦパルスの波形と等しいものとなる。 そこで、被検体にＲＦパルスを送信するときに、このＲ
Ｆパルスを受信して位相検波して監視すれば、位相関係
が乱れたことを検出することができ、乱れていると判定
されるときにはそのときのデータは捨て去り、もう−度
励起・データ採取のシーケンスを繰り返すなどの対策を
とることができ、結果的に、位相検出精度の高い状態で
得たデータのみを収集することができる。
相検波される。そのため、送信回路系と受信回路系との
間での位相関係が一定であれは、位相検波信号は、もと
の送信ＲＦパルスの波形と等しいものとなる。 そこで、被検体にＲＦパルスを送信するときに、このＲ
Ｆパルスを受信して位相検波して監視すれば、位相関係
が乱れたことを検出することができ、乱れていると判定
されるときにはそのときのデータは捨て去り、もう−度
励起・データ採取のシーケンスを繰り返すなどの対策を
とることができ、結果的に、位相検出精度の高い状態で
得たデータのみを収集することができる。
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。第１図はこの発明をＭＨＩ装置に適用
しな一実施例を示すもので、この図において、被検体１
１に送信コイル１２と受信コイル１３とが取り付けられ
、これらが主マグネット１５及び傾斜コイル１４により
形成される靜磁堝及びそれに重畳して形成される傾斜磁
場内に配置される。傾斜コイル１４は、直交３軸の各方
向に磁場強度が傾斜している傾斜磁場をそれぞれ独立に
発生することができるように構成されている。直交３軸
の傾斜磁場は、それぞれスライス選択用傾斜磁場Ｇｓ−
読み出し用傾斜磁場Ｇｒ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇ
ｐとする。傾斜コイル１４には傾斜磁場Ｇｓ、Ｇｒ、Ｇ
ｐの各電源２１．２２．２３から電流が供給され、各方
向の傾斜磁場が形成される。傾斜コイル１４により所定
の波形の各傾斜磁場が形成されるように、この傾斜磁場
電源２１〜２３の供給電流波形が傾斜磁場制復装置２４
により制御されている。 他方、送信コイル１２には、高周波電源３３から送られ
る高周波信号が供給される。二の高周波信号は、シンセ
サイザ３４からのキャリアとなる正弦波信号を周波数変
換器３２において、ＲＦ波形発生器３１からの５ｉｎｃ
波形でＡＭ変調したものである。 被検体１１に送信コイル１２からＲＦパルスを照射して
その核スピンを励起した後エコー時間たけ遅れて発生す
るＮ Ｍ Ｒ信号は受信コイル１３で受信される。この
受信ＮＭＲ信号は切換器５３を経て前置増幅器３５によ
り増幅された後、直交位相検波回路３６で検波され、次
にＡ／Ｄ変換器３７でデジタルデータに変換されてホス
トコンピュータ４１に取り込Ｊれる。この直交位相検波
回路３６はＰ Ｓ Ｄ （Ｐｈａｓｅ ５ｅｎｓｉｔｉ
ｖｅ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）方式の検波回路で、シンセサ
イザ３４がら送られる参照信号と受信信号とをミキシン
グすることによって２つの信号の周波数の差を出力する
回路を用いる。 シーケンスコントローラ４２はホストコンピュータ４】
の制御下、傾斜磁場制御装置２４に各傾斜磁場の波形情
報と発生タイミング情報を与え、ＲＦ波形発生器３１に
ＲＦパルスの５ｉｎｃ波形情報及び発生タイミ〉グ情報
を与えるとともに、シンセサイザ３４にキャリア信号の
周波数（共鳴周波数に対応する）に関する情報を送り１
、へ／′Ｄ変換器３７のサンプルタイミングなどを制御
する。 ホストコンピュータ４１には、表示装置とキーホード装
置などの入力装置とを有するコンソール４３が接続され
ている。ホストコンピュータ４１に取り込まれたデータ
はフーリエ変換されることにより画像が再構成され、そ
の画像がコンソール４３の表示装置に表示される。 以上の構成は切換器５３を除いて通常のＭＲＩ装置の構
成と同様であるか、この実施例では、サーチコイル５１
と、減衰器５２とがさらに付加されている。このサーチ
コイル５１は、送信コイル１２から被検体１コに照射さ
れるＲＦパルスを直接検出するもので、送信コイル１２
の近傍に配置される。 上記のように送信コイル１２からＲＦパルスを被検体１
１に照射するとき、切換器５３が減衰器５２側に切り換
えられており、サーチコイル５１で検出されたＲＦパル
スは減衰器５２及び切換器５３を通って前置増幅器３５
に送られ、さらに直交位相検波器３６に送られて直交位
相検波される。 切換器５３はＮＭＲ信号が生じるときまでに受信コイル
１３側に切り換えられる。この場合、被検波信号はＲＦ
パルスそのものであるから、シンセサイザ３４から参照
信号として送られる正弦波信号と同一周波数となってお
り、そのため被検波信号と参照信号との位相差に応じた
ＤＣ出力が検波信号として得られる。 その結果、送信回路系と受信回路系との間で位相か一定
であれば、ＲＦ波形発生器３１で発生したものと同じ波
形の５ｉｎｃ波形が観測されることになるが、両回緒糸
の間で位相が乱れると５ｉｎｃ波形の波形や波高値が異
なるものとなる。そ二て、この検波信号をＡ／Ｄ変換器
３７でデジタルデータに変換してホストコンピュータ４
１に取り込み、あらかしめ位相か一定のときに収集して
おいたデータと比較することによって、送受信回路系の
位相が乱れたかどうかを監視する。これにより、ホスｌ
−コンピュータ４１において位相が乱れていると判定さ
れたときは、その後切換器５３を経て送られる受信コイ
ル１３からの受信ＮＭＲ信号より得たデータは捨て去っ
て、もう−度その位相の乱れたラインのスキャンをやり
直すようホストコンピュータ４１か指示する。 したがって、結果的に、位相が乱れていない状態で、発
生したＮＭＲ信号よりデータ収集することができ、再構
成画像上での位相アーティファクトを防止することがで
きる。 なお、上記では本発明をＭＲＩ装置に適用した実施例に
ついて説明したが、ＭＲ８装置に適用することもできる
ことはもちろんである。
詳細に説明する。第１図はこの発明をＭＨＩ装置に適用
しな一実施例を示すもので、この図において、被検体１
１に送信コイル１２と受信コイル１３とが取り付けられ
、これらが主マグネット１５及び傾斜コイル１４により
形成される靜磁堝及びそれに重畳して形成される傾斜磁
場内に配置される。傾斜コイル１４は、直交３軸の各方
向に磁場強度が傾斜している傾斜磁場をそれぞれ独立に
発生することができるように構成されている。直交３軸
の傾斜磁場は、それぞれスライス選択用傾斜磁場Ｇｓ−
読み出し用傾斜磁場Ｇｒ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇ
ｐとする。傾斜コイル１４には傾斜磁場Ｇｓ、Ｇｒ、Ｇ
ｐの各電源２１．２２．２３から電流が供給され、各方
向の傾斜磁場が形成される。傾斜コイル１４により所定
の波形の各傾斜磁場が形成されるように、この傾斜磁場
電源２１〜２３の供給電流波形が傾斜磁場制復装置２４
により制御されている。 他方、送信コイル１２には、高周波電源３３から送られ
る高周波信号が供給される。二の高周波信号は、シンセ
サイザ３４からのキャリアとなる正弦波信号を周波数変
換器３２において、ＲＦ波形発生器３１からの５ｉｎｃ
波形でＡＭ変調したものである。 被検体１１に送信コイル１２からＲＦパルスを照射して
その核スピンを励起した後エコー時間たけ遅れて発生す
るＮ Ｍ Ｒ信号は受信コイル１３で受信される。この
受信ＮＭＲ信号は切換器５３を経て前置増幅器３５によ
り増幅された後、直交位相検波回路３６で検波され、次
にＡ／Ｄ変換器３７でデジタルデータに変換されてホス
トコンピュータ４１に取り込Ｊれる。この直交位相検波
回路３６はＰ Ｓ Ｄ （Ｐｈａｓｅ ５ｅｎｓｉｔｉ
ｖｅ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）方式の検波回路で、シンセサ
イザ３４がら送られる参照信号と受信信号とをミキシン
グすることによって２つの信号の周波数の差を出力する
回路を用いる。 シーケンスコントローラ４２はホストコンピュータ４】
の制御下、傾斜磁場制御装置２４に各傾斜磁場の波形情
報と発生タイミング情報を与え、ＲＦ波形発生器３１に
ＲＦパルスの５ｉｎｃ波形情報及び発生タイミ〉グ情報
を与えるとともに、シンセサイザ３４にキャリア信号の
周波数（共鳴周波数に対応する）に関する情報を送り１
、へ／′Ｄ変換器３７のサンプルタイミングなどを制御
する。 ホストコンピュータ４１には、表示装置とキーホード装
置などの入力装置とを有するコンソール４３が接続され
ている。ホストコンピュータ４１に取り込まれたデータ
はフーリエ変換されることにより画像が再構成され、そ
の画像がコンソール４３の表示装置に表示される。 以上の構成は切換器５３を除いて通常のＭＲＩ装置の構
成と同様であるか、この実施例では、サーチコイル５１
と、減衰器５２とがさらに付加されている。このサーチ
コイル５１は、送信コイル１２から被検体１コに照射さ
れるＲＦパルスを直接検出するもので、送信コイル１２
の近傍に配置される。 上記のように送信コイル１２からＲＦパルスを被検体１
１に照射するとき、切換器５３が減衰器５２側に切り換
えられており、サーチコイル５１で検出されたＲＦパル
スは減衰器５２及び切換器５３を通って前置増幅器３５
に送られ、さらに直交位相検波器３６に送られて直交位
相検波される。 切換器５３はＮＭＲ信号が生じるときまでに受信コイル
１３側に切り換えられる。この場合、被検波信号はＲＦ
パルスそのものであるから、シンセサイザ３４から参照
信号として送られる正弦波信号と同一周波数となってお
り、そのため被検波信号と参照信号との位相差に応じた
ＤＣ出力が検波信号として得られる。 その結果、送信回路系と受信回路系との間で位相か一定
であれば、ＲＦ波形発生器３１で発生したものと同じ波
形の５ｉｎｃ波形が観測されることになるが、両回緒糸
の間で位相が乱れると５ｉｎｃ波形の波形や波高値が異
なるものとなる。そ二て、この検波信号をＡ／Ｄ変換器
３７でデジタルデータに変換してホストコンピュータ４
１に取り込み、あらかしめ位相か一定のときに収集して
おいたデータと比較することによって、送受信回路系の
位相が乱れたかどうかを監視する。これにより、ホスｌ
−コンピュータ４１において位相が乱れていると判定さ
れたときは、その後切換器５３を経て送られる受信コイ
ル１３からの受信ＮＭＲ信号より得たデータは捨て去っ
て、もう−度その位相の乱れたラインのスキャンをやり
直すようホストコンピュータ４１か指示する。 したがって、結果的に、位相が乱れていない状態で、発
生したＮＭＲ信号よりデータ収集することができ、再構
成画像上での位相アーティファクトを防止することがで
きる。 なお、上記では本発明をＭＲＩ装置に適用した実施例に
ついて説明したが、ＭＲ８装置に適用することもできる
ことはもちろんである。
この発明のＭＲ装置によれば、受信したＮＭＲ信号から
位相検出精度の高い状態で得たデータを収集することが
できるため、画像のアーティファクトをなくシ、あるい
はスペクトルの精度を高めることかできる。
位相検出精度の高い状態で得たデータを収集することが
できるため、画像のアーティファクトをなくシ、あるい
はスペクトルの精度を高めることかできる。
第１図はこの発明の一実施例のブロック図である。
１１・・・被検体、１２・・・送信コイル、１３・・・
受信コイル、１４・・・傾斜コイル、１５・・・主マグ
ネット、２１・・・スライス選択用傾斜磁場電源、２２
・・・読み出し用傾斜磁場電源、２３・・位相エンコー
ド用傾斜磁場電源、２４・・傾斜磁場制御装置、３１・
・ＲＦ波形発生器、３２・・周波数変換器、３３・・・
高周波電源、３４・・・シンセサイザ、３５・・・前置
増幅器、３６・・・直交位相検波器、３７・・・Ａ ｙ
” Ｄ変換器、４１・・・ホストコンピュータ、４２・
・・シーケンスコントローラ、４３・・・コンソール。
受信コイル、１４・・・傾斜コイル、１５・・・主マグ
ネット、２１・・・スライス選択用傾斜磁場電源、２２
・・・読み出し用傾斜磁場電源、２３・・位相エンコー
ド用傾斜磁場電源、２４・・傾斜磁場制御装置、３１・
・ＲＦ波形発生器、３２・・周波数変換器、３３・・・
高周波電源、３４・・・シンセサイザ、３５・・・前置
増幅器、３６・・・直交位相検波器、３７・・・Ａ ｙ
” Ｄ変換器、４１・・・ホストコンピュータ、４２・
・・シーケンスコントローラ、４３・・・コンソール。
Claims (1)
- （１）静磁場発生手段と、該静磁場中に置かれた被検体
に対してＲＦパルスを送信するＲＦ送信手段と、被検体
から生じるＮＭＲ信号を受信する受信手段と、該受信さ
れたＮＭＲ信号を位相検波する手段と、上記の送信され
たＲＦパルスを受信する手段と、該受信されたＲＦパル
スの位相検波出力を監視する手段とを備えることを特徴
とするＭＲ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2186597A JPH0472585A (ja) | 1990-07-13 | 1990-07-13 | Ｍｒ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2186597A JPH0472585A (ja) | 1990-07-13 | 1990-07-13 | Ｍｒ装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0472585A true JPH0472585A (ja) | 1992-03-06 |
Family
ID=16191342
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2186597A Pending JPH0472585A (ja) | 1990-07-13 | 1990-07-13 | Ｍｒ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0472585A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2012085970A (ja) * | 2010-10-22 | 2012-05-10 | Toshiba Medical Systems Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
-
1990
- 1990-07-13 JP JP2186597A patent/JPH0472585A/ja active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2012085970A (ja) * | 2010-10-22 | 2012-05-10 | Toshiba Medical Systems Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
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