JPH0829144B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒｉ装置Info
- Publication number
- JPH0829144B2 JPH0829144B2 JP61224290A JP22429086A JPH0829144B2 JP H0829144 B2 JPH0829144 B2 JP H0829144B2 JP 61224290 A JP61224290 A JP 61224290A JP 22429086 A JP22429086 A JP 22429086A JP H0829144 B2 JPH0829144 B2 JP H0829144B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- gradient magnetic
- power supply
- frequency
- phase encoding
- 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.)
- Expired - Lifetime
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
この発明は、MRI装置すなわち核磁気共鳴現象を利用
して生体内のパラメータの分布画像を再構成する装置に
関し、特に、２次元フーリエ変換法を用いるMRI装置の
改良に関する。
して生体内のパラメータの分布画像を再構成する装置に
関し、特に、２次元フーリエ変換法を用いるMRI装置の
改良に関する。
２次元フーリエ変換法を用いたMRI装置では、Ｘ−Ｙ
−Ｚ直交座標系で説明すると、Ｚ方向に磁場強度が傾斜
している傾斜磁場Gzを、主磁場に重畳させながら、Ｚ方
向の所望の位置に対応する周波数の励起パルスを被写体
に与え、これによりＺ方向の特定の位置、つまりＺ軸に
直角な所望のスライス面のみを選択的に励起する。この
傾斜磁場Gzはスライス選択磁場とも呼ばれる。このと
き、Ｘ方向に磁場強度が傾斜している傾斜磁場Gxをかけ
て、励起された原子核に対し、Ｘ方向位置に応じた周波
数エンコーディングを与える。また、スライス面内のＹ
方向に磁場強度が傾斜している傾斜磁場Gyを加えて、Ｙ
方向位置に応じた位相エンコーディングを行う。この傾
斜磁場Gx,Gyはそれぞれ周波数エンコーディング磁場お
よび位相エンコーディング磁場と呼ばれる。このように
特定の選択されたスライス面内において、２次元の各方
向に周波数エンコーディングおよび位相エンコーディン
グがなされるので、検出されたNMR信号に対して２次元
フーリエ変換を行うことにより、そのスライス面での２
次元画像を再現できる。 実際には、高周波の励起パルスの印加、傾斜磁場Gz,G
x,Gyの印加、およびNMR信号の受信、の一連のシーケン
スを、傾斜磁場Gyの勾配のみを変化させながら繰り返す
というスキャンが行われる。 ところで、これらの傾斜磁場Gz,Gx,Gyの電源の出力が
温度ドリフトなどにより変動し、オフセットを持つよう
になると、画像に歪が生じる。 そこで、従来より、特開昭61−102545号公報でこの傾
斜磁場変動を補償するための提案がなされている。これ
は、NMR信号のcos成分とSIN成分の自乗和の最大値を与
える時刻の変化を検出することによって傾斜磁場用電源
の変動を補償しようというものである。
−Ｚ直交座標系で説明すると、Ｚ方向に磁場強度が傾斜
している傾斜磁場Gzを、主磁場に重畳させながら、Ｚ方
向の所望の位置に対応する周波数の励起パルスを被写体
に与え、これによりＺ方向の特定の位置、つまりＺ軸に
直角な所望のスライス面のみを選択的に励起する。この
傾斜磁場Gzはスライス選択磁場とも呼ばれる。このと
き、Ｘ方向に磁場強度が傾斜している傾斜磁場Gxをかけ
て、励起された原子核に対し、Ｘ方向位置に応じた周波
数エンコーディングを与える。また、スライス面内のＹ
方向に磁場強度が傾斜している傾斜磁場Gyを加えて、Ｙ
方向位置に応じた位相エンコーディングを行う。この傾
斜磁場Gx,Gyはそれぞれ周波数エンコーディング磁場お
よび位相エンコーディング磁場と呼ばれる。このように
特定の選択されたスライス面内において、２次元の各方
向に周波数エンコーディングおよび位相エンコーディン
グがなされるので、検出されたNMR信号に対して２次元
フーリエ変換を行うことにより、そのスライス面での２
次元画像を再現できる。 実際には、高周波の励起パルスの印加、傾斜磁場Gz,G
x,Gyの印加、およびNMR信号の受信、の一連のシーケン
スを、傾斜磁場Gyの勾配のみを変化させながら繰り返す
というスキャンが行われる。 ところで、これらの傾斜磁場Gz,Gx,Gyの電源の出力が
温度ドリフトなどにより変動し、オフセットを持つよう
になると、画像に歪が生じる。 そこで、従来より、特開昭61−102545号公報でこの傾
斜磁場変動を補償するための提案がなされている。これ
は、NMR信号のcos成分とSIN成分の自乗和の最大値を与
える時刻の変化を検出することによって傾斜磁場用電源
の変動を補償しようというものである。
しかし、上記の提案によれば、原理的に面選択用傾斜
磁場Gzの変動しか補償できないという問題がある。実際
には、Gzの変動だけを補償すれば画像の歪が低減すると
いうものでなく、位相エンコーディング用傾斜磁場Gyの
変動を補償することも重要である。 この発明は、Gzの場合とは異なる原理に基づいてGyの
変動を検出してこれを補正し、画像の歪を低減すること
ができるMRI装置を提供することを目的とする。
磁場Gzの変動しか補償できないという問題がある。実際
には、Gzの変動だけを補償すれば画像の歪が低減すると
いうものでなく、位相エンコーディング用傾斜磁場Gyの
変動を補償することも重要である。 この発明は、Gzの場合とは異なる原理に基づいてGyの
変動を検出してこれを補正し、画像の歪を低減すること
ができるMRI装置を提供することを目的とする。
この発明によるMRI装置は、位相エンコーディング用
傾斜磁場Gyの電源の出力を変えたときに各々受信したNM
R信号の、直交検波手段から得たsin成分とcos成分の自
乗和の最大値を検出する手段と、該最大値をとる電源出
力に基づき該Gy用電源を調整する手段とを備える。
傾斜磁場Gyの電源の出力を変えたときに各々受信したNM
R信号の、直交検波手段から得たsin成分とcos成分の自
乗和の最大値を検出する手段と、該最大値をとる電源出
力に基づき該Gy用電源を調整する手段とを備える。
位相エンコーディング用傾斜磁場Gyにより、Ｙ方向の
位置に応じた位相エンコーディングが行われる。すなわ
ち、受信したNMR信号のsin成分とcos成分の自乗和はあ
る値を持ち、この傾斜磁場Gyの強度が大きいほど位相差
も大きくなるから、上記の自乗和は小さくなる。逆に、
Gyの強度が零の時はＹ方向位置における位相差がなくな
り、自乗和は最大値をとる。 そこで、この自乗和の最大値を与えるGy用電源の出力
は、Gy強度零を与えるものと考えることができるので、
このときの電源出力の値を零として調整すれば、Gy用電
源の温度ドリフトなどによって生じたオフセットを補正
できる。
位置に応じた位相エンコーディングが行われる。すなわ
ち、受信したNMR信号のsin成分とcos成分の自乗和はあ
る値を持ち、この傾斜磁場Gyの強度が大きいほど位相差
も大きくなるから、上記の自乗和は小さくなる。逆に、
Gyの強度が零の時はＹ方向位置における位相差がなくな
り、自乗和は最大値をとる。 そこで、この自乗和の最大値を与えるGy用電源の出力
は、Gy強度零を与えるものと考えることができるので、
このときの電源出力の値を零として調整すれば、Gy用電
源の温度ドリフトなどによって生じたオフセットを補正
できる。
第３図において、主磁場コイル１によりＺ方向の静磁
場が発生され、Gzコイル２によりＺ方向に磁場強度が傾
斜したスライス選択磁場Gzが発生させられ、Gxコイル３
によりＸ方向に磁場強度が傾斜した周波数エンコーディ
ング磁場Gxが発生させられ、Gyコイル４によりＹ方向に
磁場強度が傾斜した位相エンコーディング磁場Gyが発生
させられる。被写体６は、その体軸がＺ方向となるよう
にこれらコイル１〜４に囲まれた空間内に置かれる。高
周波コイル５は、この被写体６に高周波パルスを与えて
励起すると共に、被写体６からのNMR信号を受信する。 これら各コイル１〜４は、第４図に示すようにそれぞ
れ電源11〜14に接続され、高周波コイル５は高周波発生
器15に接続される。電源12〜14および高周波発生器15は
波形発生器16によりその波形が制御される。制御計算機
17がこれらの磁場発生および高周波励起を制御する。 ２次元フーリエ変換法では、90゜および180゜パルス
を順次与えるとき、Gzを静磁場に重畳させ、励起面を選
択する。そしてGxを印加してその面内でＸ方向に周波数
エンコーディングを行う。また、Gyを印加してＹ方向に
位相エンコーディングを行う。そして、Gyを少しずつ変
化させて、このシーケンスを多数回繰り返す（第１図参
照）。 180゜パルスの後に発生するスピンエコー信号が高周
波コイル５により受信され、これが先ず第４図の高周波
増幅器18によって増幅され、直交検波回路19において直
交検波（QD検波）される。これにより得られたcos成分
とsin成分とがインターフェイス20を経て主計算機21に
取り込まれる。このデータ取得が第１図の１回のパルス
シーケンス毎に行われ、このシーケンスの繰り返しによ
り多数のデータが収集されると、画像再構成装置22によ
り２次元フーリエ変換法による画像再構成処理が行われ
て、得られた画像が表示装置23で表示される。キーボー
ド装置24によって計算機21に対して入力ができるように
なっている。 このMRI装置では、この様な通常の画像再構成用デー
タの収集に先立ち、主計算機21の制御のもとにつぎの補
正動作が行われる。第２図のフローチャートを参照しな
がら説明すると、まず、ステップS1でドリフト補正用パ
ルスシーケンスを起動し、Gy用電源14の出力電流の制御
値をある値Aiとする。つぎに、このときに得られるスピ
ンエコー信号のcos成分とsin成分とを検出する（ステッ
プS2）。そして、ステップS3でスピンエコー信号のcos
成分とsin成分の自乗和のピーク値Piを検出する。ステ
ップS4でこのピーク値Piが最大値と見なしてよいかどう
かの判定がなされ、もし最大値と見なせないと判断され
れば、ステップS5においてGy用電源14へ制御計算機17よ
り別の値の制御値を送って、Gy強度を変更する。これを
繰り返してPiが最大値となるような制御値Aiが見いださ
れたら、これをドリフト補正値として制御計算機17に送
る。こうした操作が終了した後、通常のイメージングの
ためのパルスシーケンスに移る。 ここで、Gy用電源14の出力電流の制御値をAiとしたと
きのGy強度をGiとすると、GiはGy用電源14の出力電流の
オフセットによって生じたΔＧと制御値Aiにより生じた
Gi′との和で表される。 Gi＝Gi′＋ΔＧ このときの位相θはＹ方向の位置ＹとGiとの関数とな
り、 θ＝∫γGiYdt で表される。したがって、Gi≠０のときにはＹの位置に
応じた位相を持つことになり、スピンエコー信号のcos
成分とsin成分の自乗和のピーク値Piは小さくなる。一
方、Gi＝０つまりGi′＝−ΔＧのときにPiは最大値をと
る。したがって、上記のように、Piが最大値となるよう
な制御値Aiを見いだし、これをGy用電源14の制御値とす
れば、この電源14のオフセットが補正され、Gyコイル４
から発生される傾斜磁場Gyが実質的に零にされることに
なり、画像の歪が低減させられる。 なお、上記の実施例では、第１図において高周波励起
パルスの波形としてガウス関数形状のものを示したが、
これに限ることなく、他の関数型のものでもよい。 また、受信したNMR信号のcos成分とsin成分の自乗和
の最大値の信号取得中の待ち時間を利用して実時間で検
出し、これをGy用電源14にフィードバックするよう構成
することもできる。
場が発生され、Gzコイル２によりＺ方向に磁場強度が傾
斜したスライス選択磁場Gzが発生させられ、Gxコイル３
によりＸ方向に磁場強度が傾斜した周波数エンコーディ
ング磁場Gxが発生させられ、Gyコイル４によりＹ方向に
磁場強度が傾斜した位相エンコーディング磁場Gyが発生
させられる。被写体６は、その体軸がＺ方向となるよう
にこれらコイル１〜４に囲まれた空間内に置かれる。高
周波コイル５は、この被写体６に高周波パルスを与えて
励起すると共に、被写体６からのNMR信号を受信する。 これら各コイル１〜４は、第４図に示すようにそれぞ
れ電源11〜14に接続され、高周波コイル５は高周波発生
器15に接続される。電源12〜14および高周波発生器15は
波形発生器16によりその波形が制御される。制御計算機
17がこれらの磁場発生および高周波励起を制御する。 ２次元フーリエ変換法では、90゜および180゜パルス
を順次与えるとき、Gzを静磁場に重畳させ、励起面を選
択する。そしてGxを印加してその面内でＸ方向に周波数
エンコーディングを行う。また、Gyを印加してＹ方向に
位相エンコーディングを行う。そして、Gyを少しずつ変
化させて、このシーケンスを多数回繰り返す（第１図参
照）。 180゜パルスの後に発生するスピンエコー信号が高周
波コイル５により受信され、これが先ず第４図の高周波
増幅器18によって増幅され、直交検波回路19において直
交検波（QD検波）される。これにより得られたcos成分
とsin成分とがインターフェイス20を経て主計算機21に
取り込まれる。このデータ取得が第１図の１回のパルス
シーケンス毎に行われ、このシーケンスの繰り返しによ
り多数のデータが収集されると、画像再構成装置22によ
り２次元フーリエ変換法による画像再構成処理が行われ
て、得られた画像が表示装置23で表示される。キーボー
ド装置24によって計算機21に対して入力ができるように
なっている。 このMRI装置では、この様な通常の画像再構成用デー
タの収集に先立ち、主計算機21の制御のもとにつぎの補
正動作が行われる。第２図のフローチャートを参照しな
がら説明すると、まず、ステップS1でドリフト補正用パ
ルスシーケンスを起動し、Gy用電源14の出力電流の制御
値をある値Aiとする。つぎに、このときに得られるスピ
ンエコー信号のcos成分とsin成分とを検出する（ステッ
プS2）。そして、ステップS3でスピンエコー信号のcos
成分とsin成分の自乗和のピーク値Piを検出する。ステ
ップS4でこのピーク値Piが最大値と見なしてよいかどう
かの判定がなされ、もし最大値と見なせないと判断され
れば、ステップS5においてGy用電源14へ制御計算機17よ
り別の値の制御値を送って、Gy強度を変更する。これを
繰り返してPiが最大値となるような制御値Aiが見いださ
れたら、これをドリフト補正値として制御計算機17に送
る。こうした操作が終了した後、通常のイメージングの
ためのパルスシーケンスに移る。 ここで、Gy用電源14の出力電流の制御値をAiとしたと
きのGy強度をGiとすると、GiはGy用電源14の出力電流の
オフセットによって生じたΔＧと制御値Aiにより生じた
Gi′との和で表される。 Gi＝Gi′＋ΔＧ このときの位相θはＹ方向の位置ＹとGiとの関数とな
り、 θ＝∫γGiYdt で表される。したがって、Gi≠０のときにはＹの位置に
応じた位相を持つことになり、スピンエコー信号のcos
成分とsin成分の自乗和のピーク値Piは小さくなる。一
方、Gi＝０つまりGi′＝−ΔＧのときにPiは最大値をと
る。したがって、上記のように、Piが最大値となるよう
な制御値Aiを見いだし、これをGy用電源14の制御値とす
れば、この電源14のオフセットが補正され、Gyコイル４
から発生される傾斜磁場Gyが実質的に零にされることに
なり、画像の歪が低減させられる。 なお、上記の実施例では、第１図において高周波励起
パルスの波形としてガウス関数形状のものを示したが、
これに限ることなく、他の関数型のものでもよい。 また、受信したNMR信号のcos成分とsin成分の自乗和
の最大値の信号取得中の待ち時間を利用して実時間で検
出し、これをGy用電源14にフィードバックするよう構成
することもできる。
この発明のMRI装置によれば、NMR信号のcos成分とsin
成分の自乗和のピーク値が位相エンコーディング用傾斜
磁場の強度によって変化することに着目し、このピーク
値が極力大きくなるような該磁場用電源の出力を見いだ
すことによって、この傾斜磁場のオフセットを実質的に
零にすることができ、画像の歪を低減することができ
る。
成分の自乗和のピーク値が位相エンコーディング用傾斜
磁場の強度によって変化することに着目し、このピーク
値が極力大きくなるような該磁場用電源の出力を見いだ
すことによって、この傾斜磁場のオフセットを実質的に
零にすることができ、画像の歪を低減することができ
る。
第１図はこの発明の一実施例に係るGyオフセット補正用
パルスシーケンスを示すタイムチャート、第２図は同実
施例に係るGyオフセット補正用アルゴリズムを示すフロ
ーチャート、第３図は各コイルの位置関係を示す模式
図、第４図は制御及び信号系のブロック図である。 １……主磁場コイル、２……Gzコイル、３……Gxコイ
ル、４……Gyコイル、５……高周波コイル、６……被写
体、11〜14……コイル用電源、15……高周波発生器、16
……波形発生器、17……制御計算機、18……高周波増幅
器、19……直交検波回路、20……インターフェイス、21
……主計算機、22……画像再構成装置、23……表示装
置、24……キーボード装置
パルスシーケンスを示すタイムチャート、第２図は同実
施例に係るGyオフセット補正用アルゴリズムを示すフロ
ーチャート、第３図は各コイルの位置関係を示す模式
図、第４図は制御及び信号系のブロック図である。 １……主磁場コイル、２……Gzコイル、３……Gxコイ
ル、４……Gyコイル、５……高周波コイル、６……被写
体、11〜14……コイル用電源、15……高周波発生器、16
……波形発生器、17……制御計算機、18……高周波増幅
器、19……直交検波回路、20……インターフェイス、21
……主計算機、22……画像再構成装置、23……表示装
置、24……キーボード装置
Claims (1)
- 【請求項１】主磁場および画選択用傾斜磁場、周波数エ
ンコーディング用傾斜磁場、位相エンコーディング用傾
斜磁場をそれぞれ発生する４組のコイルと、これら各コ
イルに接続される電源と、被写体に励起用高周波信号を
与える高周波コイルと、この高周波コイルに接続された
高周波信号発生手段と、これらの磁場および高周波信号
の発生を所定のシーケンスにしたがって制御する制御手
段と、上記高周波コイルにより受信したNMR信号を直交
検波する検波手段と、この検波手段より得たデータを処
理して画像再構成する手段とを有するMRI装置におい
て、上記位相エンコーディング用傾斜磁場の電源の出力
を変えたときに各々受信したNMR信号の、直交検波手段
から得たsin成分とcos成分の自乗和の最大値を検出する
手段と、該最大値をとる電源出力に基づき該位相エンコ
ーディング用傾斜磁場電源を調整する手段とを備えるこ
とを特徴とするMRI装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61224290A JPH0829144B2 (ja) | 1986-09-23 | 1986-09-23 | Ｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61224290A JPH0829144B2 (ja) | 1986-09-23 | 1986-09-23 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6379644A JPS6379644A (ja) | 1988-04-09 |
| JPH0829144B2 true JPH0829144B2 (ja) | 1996-03-27 |
Family
ID=16811454
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61224290A Expired - Lifetime JPH0829144B2 (ja) | 1986-09-23 | 1986-09-23 | Ｍｒｉ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0829144B2 (ja) |
-
1986
- 1986-09-23 JP JP61224290A patent/JPH0829144B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6379644A (ja) | 1988-04-09 |
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