JP2734635B2 - Nuclear magnetic resonance tomograph - Google Patents
Nuclear magnetic resonance tomographInfo
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Description
【発明の詳細な説明】 A.産業上の利用分野 この発明は、核磁気共鳴断層撮像（MRI）装置に係
り、特に、撮像断面を位置決めする技術に関する。Description: TECHNICAL FIELD The present invention relates to a nuclear magnetic resonance tomography (MRI) apparatus, and more particularly to a technique for positioning an imaging section.
B.従来技術 従来、MRI装置において撮像断面の位置決めは次のよ
うに行われている。B. Conventional Technique Conventionally, positioning of an imaging section in an MRI apparatus is performed as follows.
ベッドに寝かせられた患者の体表に投光器からレーザ
光が照射され、このレーザ光が断層像を得たいラインに
沿って走査される。投光器にはレーザ光の照射角度を検
出するためのロータリエンコーダのような角度検知器が
設けられており、このロータリエンコーダの検出信号に
基づき撮像断面を決定する位置情報が得られる。この位
置情報に基づき、撮影中心であるガントリの中央に撮像
断面が位置するように前記ベッドがガントリ内に挿入さ
れる。Laser light is emitted from the projector onto the body surface of the patient laid on the bed, and the laser light is scanned along a line for obtaining a tomographic image. The light projector is provided with an angle detector such as a rotary encoder for detecting an irradiation angle of the laser light, and position information for determining an imaging section is obtained based on a detection signal of the rotary encoder. Based on this position information, the bed is inserted into the gantry such that the imaging section is located at the center of the gantry, which is the center of imaging.
投光器を利用した位置決めよりも更に細かい位置決め
をする場合には、患者がガントリ内に適当にセッティン
グされた後に、ポジショニングスキャンと呼ばれる、関
心部位領域を高速でマルチスライスする手法で複数枚の
粗い断層像（パイロット画像）が撮像されCRT画面に表
示される。この中から診断に最も適当なパイロット画像
が選択されることによって、撮像断面の位置情報が得ら
れる。CRT画面に表示された断層像と垂直な方向にスラ
イスしたい場合には、CRT画面に映し出されたパイロッ
ト画像上で撮像断面がカーソルによって指定され、この
カーソルの表示位置から撮像断面の位置情報が得られ
る。When performing finer positioning than using the projector, after the patient is properly set in the gantry, a plurality of coarse tomographic images are called a positioning scan, which is a method of multi-slicing the region of interest at high speed. (Pilot image) is captured and displayed on the CRT screen. By selecting the most appropriate pilot image from among these, the position information of the imaging section is obtained. To slice in the direction perpendicular to the tomographic image displayed on the CRT screen, the imaging section is specified by the cursor on the pilot image displayed on the CRT screen, and the position information of the imaging section is obtained from the display position of this cursor. Can be
上記のような各方法で得られた撮像断面の位置情報に
基づき、その断面のさらに詳細な断層画像を得るための
走査（ターゲットスキャン）が行われる。Scanning (target scan) for obtaining a more detailed tomographic image of the cross-section is performed based on the position information of the cross-section obtained by each method as described above.
C.発明が解決しようとする課題 しかしながら、上述した従来装置には次のような問題
点がある。C. Problems to be Solved by the Invention However, the above-described conventional apparatus has the following problems.
投光器を利用して撮像断面の位置決めを行う前者の装
置では、位置決めが行われた後に患者をガントリ内に挿
入する際に患者が動くと撮像断面の位置ずれが生じ、一
方、ポジョニングスキャンによって位置決めする後者の
装置においても位置決め後に患者が動く可能性がある。
いずれにしても、従来装置によれば、位置決め後に患者
が動くと、もう一度、位置決めを行わなければならない
という煩わしさがある。In the former device, which uses an emitter to position an imaging section, when the patient moves into the gantry after the positioning has been performed, the imaging section shifts in position. In the latter device, the patient may move after positioning.
In any case, according to the conventional apparatus, when the patient moves after the positioning, there is a trouble that the positioning must be performed again.
さらに、従来装置によれば、撮像中に患者が動くと、
断層像にムービングアーティファクトと呼ばれる偽像が
現れて、画質を著しく低下させるという問題点もある。Further, according to the conventional apparatus, when the patient moves during imaging,
There is also a problem that a false image called a moving artifact appears in the tomographic image, and the image quality is significantly reduced.
上述のような不都合を回避するために、位置決め後の
患者の動きを阻止するような器具を患者に取り付けるこ
とも考えられるが、このような手段によれば患者に多大
の苦痛を与えるという別異の問題点が生じ、また、この
ような器具を使っても患者の動きを完全に阻止すること
は現実には困難である。In order to avoid the above-mentioned inconveniences, it is conceivable to attach a device to the patient so as to prevent the patient from moving after positioning. However, such a means causes a great deal of pain to the patient. In addition, it is actually difficult to completely prevent the movement of the patient even with such a device.
この発明は、このような事情に鑑みてなされたもので
あって、撮像断面の位置決めが行われた後、あるいは撮
像中に患者が動いても、最初に位置決めされた撮像断面
について良好な画質の断層像を得ることができる核磁気
共鳴断層撮像装置を提供することを目的としている。The present invention has been made in view of such circumstances, and even if a patient moves after the positioning of an imaging section is performed or during imaging, good image quality is obtained for the initially positioned imaging section. It is an object of the present invention to provide a nuclear magnetic resonance tomographic imaging apparatus capable of obtaining a tomographic image.
D.課題を解決するための手段 この発明は、上記目的を達成するために次のような構
成を備えている。D. Means for Solving the Problems The present invention has the following configuration to achieve the above object.
即ち、この発明に係る核磁気共鳴断層撮像装置は、被
検体の３次元位置情報を検出する手段と、前記３次元位
置情報に基づいて被検体の回転変移量と平行変移量とを
算出する手段と、回転変移した撮像断面に対応した変移
座標系の各軸に沿った傾斜磁場パターンが基準座標系の
各軸に沿った傾斜磁場パターンと等しくなるように前記
回転変移量に応じて傾斜磁場電源を制御する手段と、前
記平行変移量のうち撮像断面に直交する軸方向の変移量
に応じて励起パルスのキャリア周波数を変移させる手段
と、前記平行変移量のうち撮像断面に沿った２軸方向の
各変移量に応じて、共鳴信号に混合される参照信号の周
波数と位相とを変移させる手段とを備えたことを特徴と
している。That is, the nuclear magnetic resonance tomographic imaging apparatus according to the present invention comprises: means for detecting three-dimensional position information of a subject; and means for calculating a rotational displacement and a parallel displacement of the subject based on the three-dimensional position information. And a gradient magnetic field power supply according to the amount of rotation displacement such that the gradient magnetic field pattern along each axis of the transition coordinate system corresponding to the rotationally shifted imaging section is equal to the gradient magnetic field pattern along each axis of the reference coordinate system. Means for controlling the carrier frequency of the excitation pulse in accordance with the amount of displacement of the parallel displacement in the axial direction orthogonal to the imaging section, and the two axes along the imaging section of the amount of parallel displacement Means for shifting the frequency and phase of the reference signal mixed with the resonance signal in accordance with each shift amount.
E.作用 この発明によれば、被検体の回転変移量に応じて傾斜
磁場電源を制御するとともに、被検体の平行変移量に応
じて励起パルスのキャリア周波数と、参照信号の周波数
と位相とを変移させているので、位置決め後に被検体が
動いても最初に位置決めされた撮像断面からの信号が常
に検出される。E. Action According to the present invention, the gradient magnetic field power supply is controlled according to the rotational displacement of the subject, and the carrier frequency of the excitation pulse and the frequency and phase of the reference signal are controlled according to the parallel displacement of the subject. Since the movement is performed, even if the subject moves after the positioning, the signal from the first positioned imaging section is always detected.
F.実施例 以下、この発明の実施例を図面に基づいて説明する。F. Embodiment Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
第１図は、この発明の一実施例に係る核磁気共鳴断層
撮像装置の要部の概略構成を示したブロック図である。FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of a main part of a nuclear magnetic resonance tomography apparatus according to one embodiment of the present invention.
被検体Ｍは、均一磁場が形成された図示しないガント
リ内に挿入されている。被検体Ｍの周りには、撮像断面
に３次元位置情報を与えるために、直交３軸（x,y,z
軸）に対応した三つの傾斜磁場コイル１と、励起パルス
を送信したり核磁気共鳴信号を受信するためのRFコイル
２とが設けられている。ただし、第１図において、各コ
イルは簡略化して示している。The subject M is inserted into a gantry (not shown) in which a uniform magnetic field is formed. Around the object M, three orthogonal axes (x, y, z)
Three gradient magnetic field coils 1 corresponding to (axis) and an RF coil 2 for transmitting an excitation pulse or receiving a nuclear magnetic resonance signal are provided. However, in FIG. 1, each coil is shown in a simplified manner.
被検体Ｍの関心部位には、発光ダイオード、あるい
は、ガントリ外部に設けられた光源から照射された光を
光ファイバで伝送して得られるような形態の三つの点光
源Ｐが取り付けられており、被検体Ｍの体動に伴って点
光源Ｐの位置が変移するように構成されている。なお、
被検体Ｍの３次元位置を検出する関係上、これらの点光
源Ｐは同一線上に並ばないように取り付けられている。At the site of interest of the subject M, a light emitting diode, or three point light sources P of a form obtained by transmitting light emitted from a light source provided outside the gantry through an optical fiber is attached, The configuration is such that the position of the point light source P changes with the body movement of the subject M. In addition,
In order to detect the three-dimensional position of the subject M, these point light sources P are mounted so as not to be aligned on the same line.
各点光源Ｐの動きは、２台のテレビカメラ3a,3bで常
時監視されている。テレビカメラ3a,3bの映像信号は、
被検体Ｍの３次元位置情報を検出する手段としての３次
元位置検出部４に与えられる。３次元位置検出部４は、
テレビカメラ3a,3bの撮像面にそれぞれ映し出された各
点光源Ｐの２次元座標値から、各点光源Ｐの３次元座標
値、即ち、被検体Ｍの３次元位置情報を検出する。以
下、３次元座標値の具体的な検出方法を説明する。The movement of each point light source P is constantly monitored by two television cameras 3a and 3b. The video signals of the TV cameras 3a and 3b are
It is provided to a three-dimensional position detector 4 as a means for detecting three-dimensional position information of the subject M. The three-dimensional position detection unit 4
The three-dimensional coordinate value of each point light source P, that is, the three-dimensional position information of the subject M is detected from the two-dimensional coordinate values of each point light source P projected on the imaging surfaces of the television cameras 3a and 3b. Hereinafter, a specific method of detecting three-dimensional coordinate values will be described.
各点光源Ｐの３次元座標値の検出は、３角測量の原理
を用いて求めることができる（例えば、画像処理ハンド
ブック編集委員編 『画像処理ハンドブック』初版 P3
93〜394:株式会社 昭晃堂 参照）。The detection of the three-dimensional coordinate value of each point light source P can be obtained by using the principle of triangulation (for example, "Image Processing Handbook", first edition P3, edited by Image Processing Handbook Editing Committee).
93-394: See Shokodo Co., Ltd.).
具体的には、第２図に示すように、テレビカメラ3a,3
bの観測レンズ節点Oa′，Ob′と観測面（図中、xaya,xb
yb面）との距離がｆであり、各節点Oa′，Ob′を結ぶ線
に光軸が垂直で互いに平行になるように、テレビカメラ
3a,3bが距離ｌの間隔で配置されている場合、点光源Ｐ
の座標値（x,y,z）は次式で与えられる。Specifically, as shown in FIG.
b observation lens nodal O a ', O b' and the observation plane (in the figure, x a y a, x b
y b plane), and the TV camera is set so that the optical axis is perpendicular to the line connecting the nodes O a ′ and O b ′ and parallel to each other.
When 3a and 3b are arranged at an interval of distance l, the point light source P
Is given by the following equation.
ｘ＝xa・l/（xa−xb） …… ｙ＝ya・l/（xa−xb） ＝yb・l/（xa−xb） …… ｚ＝ｆ・l/（xa−xb） …… ３次元位置検出部４で求められた各点光源Ｐの３次元
座標値は、被検体Ｍの回転変移量と平行変移量とを算出
する手段としての座標変換部５に与えられる。座標変換
部５は、３次元位置検出部４から逐次送られてくる各点
光源Ｐの３次元座標値を基に、基準座標系から変移座標
系への座標軸の変換パラメータを算出する。x = x a · l / (x a −x b ) y = y a / l / (x a −x b ) = y b · l / (x a −x b ) z = f · l / (X a −x b )... The three-dimensional coordinate values of each point light source P obtained by the three-dimensional position detection unit 4 are coordinates as means for calculating the rotational displacement and the parallel displacement of the subject M. It is provided to the conversion unit 5. The coordinate conversion unit 5 calculates a conversion parameter of a coordinate axis from the reference coordinate system to the transition coordinate system based on the three-dimensional coordinate values of each point light source P sequentially sent from the three-dimensional position detection unit 4.
ここで、基準座標系とは位置決めされた時点での撮像
断面に対応した座標系をいい、撮像断面に直交するｚ軸
と、撮像断面に沿った直交２軸であるｘ軸とｙ軸とをも
つ。一方、変移座標系とは、被検体Ｍの体動によって撮
像断面が変移した場合に、その変移後の撮像断面に対応
した座標系をいい、変移後の撮像断面に直交するｚ′軸
と、変移後の撮像断面に沿った直交２軸であるｘ′軸と
ｙ′軸をもつ。Here, the reference coordinate system refers to a coordinate system corresponding to the imaging section at the time of positioning, and the z axis orthogonal to the imaging section and the x-axis and the y-axis, which are two orthogonal axes along the imaging section, are defined. Have. On the other hand, the transition coordinate system refers to a coordinate system corresponding to the imaging cross section after the transition when the imaging cross section changes due to the body movement of the subject M, and a z ′ axis orthogonal to the imaging cross section after the transition, It has x'-axis and y'-axis which are two orthogonal axes along the imaging section after the transition.
基準座標系から変移座標系への変換パラメータとして
は、座標軸の回転量に係る回転パラメータ（θ）と、座
標軸の平行移動に係る平行移動パラメータ（ｄ）とがあ
る。これらの変換パラメータの算出手法については後述
する。Conversion parameters from the reference coordinate system to the transition coordinate system include a rotation parameter (θ) related to the amount of rotation of the coordinate axis and a translation parameter (d) related to the parallel movement of the coordinate axis. The method for calculating these conversion parameters will be described later.
座標変換部５で算出された変換パラメータ（θ），
（ｄ）はシーケンスコントローラ６に与えられる。シー
ケンスコントローラ６は、位置決めされた撮像断面から
の共鳴信号を採取するために、第３図に示すよう励起パ
ルスや各傾斜磁場を所定のタイミングで発生させるもの
である。このシーケンスコントローラ６は、座標変換部
５から与えられた変換パラメータのうち、回転パラメー
タ（θ）に基づき傾斜磁場電源７を制御するとともに、
平行移動パラメータ（ｄ）に基づきRF送信部８とRF受信
部９とそれぞれ制御する。これらの具体的な制御方法は
後に詳しく説明する。The conversion parameter (θ) calculated by the coordinate conversion unit 5,
(D) is given to the sequence controller 6. The sequence controller 6 generates an excitation pulse and each gradient magnetic field at a predetermined timing as shown in FIG. 3 in order to collect a resonance signal from the positioned imaging section. The sequence controller 6 controls the gradient magnetic field power supply 7 based on the rotation parameter (θ) among the conversion parameters given by the coordinate conversion unit 5,
The RF transmitting unit 8 and the RF receiving unit 9 are controlled based on the translation parameter (d). These specific control methods will be described later in detail.
傾斜磁場電源７は、x,y,z軸に対応した三つの傾斜磁
場電源を備え、各傾斜磁場電源はx,y,z軸の傾斜磁場コ
イル１にそれぞれ接続されている。RF送信部８は周波数
設定可能な励起パルス発振器を備え、この励起パルスは
パワーアンプ10を介してRFコイル２に与えられる。RFコ
イル２で受信された共鳴信号は、プリアンプ11を介して
RF受信部９に与えられる。RF受信部９は、共鳴信号を低
周波成分に周波数変換するために、前記共鳴信号に混合
される参照信号を発生するための参照信号発生器9aと、
混合器9bと、低域フィルタ9cとを備えている。The gradient magnetic field power supply 7 includes three gradient magnetic field power supplies corresponding to the x, y, and z axes. Each gradient magnetic field power supply is connected to the gradient magnetic field coil 1 of the x, y, and z axes. The RF transmission unit 8 includes an excitation pulse oscillator whose frequency can be set. The excitation pulse is supplied to the RF coil 2 via the power amplifier 10. The resonance signal received by the RF coil 2 passes through the preamplifier 11
The signal is supplied to the RF receiver 9. The RF receiving unit 9 includes a reference signal generator 9a for generating a reference signal mixed with the resonance signal in order to frequency-convert the resonance signal into a low-frequency component;
It has a mixer 9b and a low-pass filter 9c.
RF受信部９で低周波成分に変換された共鳴信号は、A/
D変換器12でデジタル信号に変換された後、演算部13に
与えられることにより、撮像断面の画像が再構成され
る。The resonance signal converted into a low frequency component by the RF receiving unit 9 is A /
After being converted into a digital signal by the D converter 12, the digital signal is supplied to the operation unit 13, whereby the image of the imaged section is reconstructed.
次に、この実施例に係る装置の位置決め手法を具体的
に説明する。Next, a method of positioning the apparatus according to this embodiment will be specifically described.
この装置は、いわゆるスピンエコー法によって撮像断
面を励起することによって得られた共鳴信号（エコー信
号）を２次元フーリエ変換することに基づき画像を再構
成している。This apparatus reconstructs an image based on a two-dimensional Fourier transform of a resonance signal (echo signal) obtained by exciting an imaging section by a so-called spin echo method.
この装置で用いられるパルスシーケンスは、第３図
（ａ）ないし（ｄ）に示すように、90°パルスおよび18
0°パルスからなる励起パルスと、それぞれ直交３軸方
向に磁場強度が変化している三つの傾斜磁場Gs,Gf,Gpと
から構成されている。ここで、Gsは撮像断面を選択する
ために撮像断面に垂直な方向に磁場強度が変化する傾斜
磁場、Gf,Gpは撮像断面の２次元情報を得るために撮像
断面内の直交２軸方向に磁場強度がそれぞれ変化する傾
斜磁場であり、特に、Gfは撮像断面内の励起されたスピ
ンを一軸方向に周波数コーディングするための傾斜磁
場、Gpは前記スピンを前記周波数コーディングの方向に
対して直交する方向に位相コーディングするための傾斜
磁場である。The pulse sequence used in this device consists of a 90 ° pulse and an 18 ° pulse as shown in FIGS.
It is composed of an excitation pulse composed of a 0 ° pulse and three gradient magnetic fields G s , G f , and G p whose magnetic field strengths change in three orthogonal directions. Here, G s is a gradient magnetic field whose magnetic field intensity changes in a direction perpendicular to the imaging section to select an imaging section, and G f and G p are orthogonal 2 in the imaging section to obtain two-dimensional information of the imaging section. axial magnetic field strength is varying magnetic gradient field respectively, in particular, G f is the gradient for frequency coding excited spin uniaxially in the imaging section, G p is the direction of the frequency coding the spin Is a gradient magnetic field for phase coding in a direction orthogonal to.
前述したようなポジショニング・スキャンなどの適宜
な手段によって、例えば第４図（ａ）に示すように撮像
断面Ｓが位置決めされとする。この撮像断面Ｓ内の共鳴
信号を得るために、基準座標系のｚ軸方向に傾斜磁場
Gs、ｘ軸方向に傾斜磁場Gf、ｙ軸方向に傾斜磁場Gpが、
それぞれ印加される。It is assumed that the imaging section S is positioned by an appropriate means such as the positioning scan described above, for example, as shown in FIG. To obtain a resonance signal in the imaging section S, a gradient magnetic field is applied in the z-axis direction of the reference coordinate system.
G s , a gradient magnetic field G f in the x-axis direction, and a gradient magnetic field G p in the y-axis direction.
Each is applied.
位置決めされた後、被検体Ｍが動いたために撮像断面
が第４図（ｂ）のように回転変移したとする。最初に位
置決めされた撮像断面Ｓが、その後どのように回転変移
しても、その撮像断面から共鳴信号を得るためには、位
置決めされた時点の撮像断面Ｓに作用する磁場強度の分
布と、変移後の撮像断面Ｓ′に作用する磁場強度の分布
とを、常に等しくしてやればよい。そのために、変移後
の撮像断面Ｓ′に対応した変移座標系のｘ′,y′,z′に
それぞれ作用する傾斜磁場Wf,Wp,Wsの傾斜磁場パターン
が、当初の撮像断面Ｓに対応した基準座標系のx,y,z軸
にそれぞれ作用する傾斜磁場Gf,Gp,Gsの傾斜磁場パター
ンにそれぞれ等しくなるように設定する必要がある。After the positioning, it is assumed that the imaging section has rotated and shifted as shown in FIG. 4 (b) due to the movement of the subject M. Regardless of how the imaging slice S initially positioned is subsequently rotated and shifted, in order to obtain a resonance signal from that imaging slice, the distribution of the magnetic field intensity acting on the imaging slice S at the time of positioning and the displacement The distribution of the magnetic field intensity acting on the subsequent imaging section S 'may be always equalized. For this purpose, the gradient magnetic field patterns of the gradient magnetic fields W f , W p , and W s acting on x ′, y ′, z ′ of the transition coordinate system corresponding to the imaging cross section S ′ after the transition correspond to the original imaging cross section S ′. Needs to be set so as to be equal to the gradient magnetic field patterns of the gradient magnetic fields G f , G p , and G s respectively acting on the x, y, and z axes of the reference coordinate system corresponding to.
装置の構成上、それぞれ独立して発生させることがで
きる傾斜磁場は、ガントリの軸方向とこれに直交する２
軸方向に限られている。これらの直交３軸を、ここでは
標準座標系といい、各軸にそって独立して強度が変えら
れる磁場をGX,GY,GZで表す。説明の簡単のために、最初
に位置決めされた撮像断面Ｓに係る基準座標系が装置の
標準座標系に一致していたとする。そうすると、変移座
標系のｘ′,y′,z′軸に対応した各傾斜磁場Wf,Wp,W
sは、それぞれ独立した傾斜磁場Gx(Gf),GY(Gp),GZ(Gs)
を適宜に加え合わせることによって作成することができ
る。Due to the configuration of the apparatus, the gradient magnetic field that can be generated independently of each other is based on two directions perpendicular to the axial direction of the gantry.
Limited in the axial direction. These three orthogonal axes are referred to herein as a standard coordinate system, and magnetic fields whose strengths can be independently changed along each axis are represented by G X , G Y , and G Z. For the sake of simplicity, it is assumed that the reference coordinate system for the initially positioned imaging section S matches the standard coordinate system of the apparatus. Then, the gradient magnetic fields W f , W p , W corresponding to the x ′, y ′, z ′ axes of the transition coordinate system
s is an independent gradient magnetic field G x (G f ), G Y (G p ), G Z (G s )
Can be created by appropriately adding
以下、変移座標系のｘ′,y′,z′軸に沿った傾斜磁場
パターンを、基準座標系の傾斜磁場と同じにするため
に、傾斜磁場Gf,Gp,Gsがどのように組合わされるかにつ
いて説明する。Hereinafter, in order to make the gradient magnetic field pattern along the x ′, y ′, z ′ axes of the transition coordinate system the same as the gradient magnetic field of the reference coordinate system, how the gradient magnetic fields G f , G p , and G s are Explain how they are combined.
最初に撮像断面が位置決めされると、そのときの３次
元基準座標値が３次元位置検出部４で検出されて、座標
変換部５に与えられる。この３次元基準座標値は座標変
換部５で記憶される。撮像断面の位置決め後、３次元位
置検出部４は一定の時間ごとに被検体Ｍの３次元座標値
を検出し、これを座標変換部５に逐次出力する。位置決
め後の３次元座標値を、以下では３次元変移座標値とい
う。座標変換部５は、記憶された前記３次元基準座標値
と、位置決め後の３次元変移座標値とに基づき、標準座
標系に対する変移座標系の回転角α，β，γと、平行移
動量dX′，dY′，dZ′を算出する。ここで、平行移動量
dX′，dY′，dZ′は標準座標系からの平行移動量を変移
座標系によって表した値である。When the imaging section is first positioned, the three-dimensional reference coordinate value at that time is detected by the three-dimensional position detection unit 4 and provided to the coordinate conversion unit 5. The three-dimensional reference coordinate values are stored in the coordinate conversion unit 5. After the positioning of the imaging section, the three-dimensional position detector 4 detects the three-dimensional coordinate values of the subject M at regular intervals, and sequentially outputs these to the coordinate converter 5. The three-dimensional coordinate value after positioning is hereinafter referred to as a three-dimensional displacement coordinate value. Based on the stored three-dimensional reference coordinate values and the three-dimensional displacement coordinate values after positioning, the coordinate conversion unit 5 determines the rotation angles α, β, γ of the transition coordinate system with respect to the standard coordinate system, and the translation amount d. X ', d Y', calculates a d Z '. Where the translation amount
d X ′, d Y ′, and d Z ′ are values representing the amount of parallel movement from the standard coordinate system by the displacement coordinate system.
ここで、独立した傾斜磁場GX,GY,GZを表示するための
標準座標系をマトリクス（Ｇ）で、変移した撮像断面
Ｓ′に対応した傾斜磁場Wf,Wp,Wsを表示するための変移
座標系をマトリクス（Ｗ）で表すと、変移座標系（Ｗ）
は回転変換マトリクス(Ax),(Ay),(Az)を用いて、次のよ
うに表される。Here, the standard coordinate system for displaying the independent gradient magnetic fields G X , G Y , and G Z is represented by a matrix (G), and the gradient magnetic fields W f , W p , and W s corresponding to the shifted imaging section S ′ are calculated. When the transition coordinate system for display is represented by a matrix (W), the transition coordinate system (W)
Is expressed as follows using the rotation transformation matrices (A x ), (A y ), and (A z ).
（Ｗ）＝(Az)(Ay)(Ax)(G) …… ただし、 上式から、次式が得られる。(W) = (A z ) (A y ) (A x ) (G) where From the above equation, the following equation is obtained.
（Ｇ）＝(Az)-1(Ay)-1(Ax)-1(W) …… 上式において、(Az)-1(Ay)-1(Ax)-1が、回転パラメ
ータ（θ）であり、次式によって表される。(G) = (A z ) -1 (A y ) -1 (A x ) -1 (W) ... In the above equation, (A z ) -1 (A y ) -1 (A x ) -1 , Rotation parameter (θ), and is represented by the following equation.
以上のようにして求められた回転パラメータ（θ）
と、平行移動量dX′dY′，dZ′を成分とした平行移動パ
ラメータ（ｄ）とが、シーケンスコントローラ６に与え
られる。シーケンスコントローラ６は、次式に基づき
回転パラメータ（θ）でシーケンス基本波形を操作する
ことにより、回転変移後の座標系（Ｗ）において基本シ
ーケンス波形を得るための各傾斜磁場Gf,Gp,Gsの組合せ
を算出して傾斜磁場電源７に出力する。 Rotation parameter (θ) obtained as described above
And a translation parameter (d) having translation components d X ′ d Y ′ and d Z ′ as components. The sequence controller 6 manipulates the sequence basic waveform with the rotation parameter (θ) based on the following equation, thereby obtaining each gradient magnetic field G f , G p , for obtaining the basic sequence waveform in the coordinate system (W) after the rotation shift. The combination of G s is calculated and output to the gradient power supply 7.
以上のように、被検体Ｍの体動による座標軸の変移の
うち、回転変移に対しては、傾斜磁場の組合わせを変え
ることにより対応することができる。 As described above, among the displacements of the coordinate axes due to the body movement of the subject M, the rotational displacement can be dealt with by changing the combination of the gradient magnetic fields.
一方、被検体Ｍの体動による座標軸の平行変移
（dX′，dY′，dZ′）に対して、シーケンスコントロー
ラ６は、励起パルスの周波数、RF受信部９の参照信号の
周波数および位相をそれぞれ制御することによって、各
平行変移を補正している。以下、それぞれの補正方法を
説明する。On the other hand, the parallel displacement of the coordinate axes by the body movement of the subject M (d X ', d Y ', d Z ') with respect to the sequence controller 6, the frequency of the frequency of the excitation pulse, the reference signal of the RF receiver 9 and Each parallel shift is corrected by controlling the phase. Hereinafter, each correction method will be described.
（ａ）ｚ′方向の変移dZ′の補正 シーケンスコントローラ６は、座標変換部５から与え
られた平行移動パラメータdZ′に基づき、RF送信部８に
対して励起パルスの周波数制御を行う。(A) Correction of displacement d Z ′ in z ′ direction The sequence controller 6 controls the frequency of the excitation pulse for the RF transmission unit 8 based on the translation parameter d Z ′ given from the coordinate conversion unit 5.
第５図に示すように、撮像断面がｚ′方向にdz′だけ
変移したとすると、位置決め時に磁場強度がH0であった
撮像断面Ｓの撮像中心Ａは、変移後のＡ′点で次のよう
な磁場強度Ｈをもつ。As shown in FIG. 5, when the imaging cross section and has shifted only 'dz in the direction' z, imaging center A of the imaging section S magnetic field strength was H 0 when positioning is next at point A 'after transition The magnetic field strength H is as follows.
Ｈ＝H0＋Hs＝H0＋ws・dz′ …… ここで、H0は静磁場強度、wsは傾斜磁場Wsの勾配を表
す。H = H 0 + H s = H 0 + w s · dz ′ where H 0 represents the intensity of the static magnetic field, and w s represents the gradient of the gradient magnetic field W s .
したがって、変移後のＡ′点における核種のラーモア
角周波数ωは次のようになる。Therefore, the Larmor angular frequency ω of the nuclide at the point A ′ after the displacement is as follows.
ω＝γ（H0＋ws・dz′） … ここで、γは磁気回転比である。ω = γ (H 0 + w s · dz ′) where γ is the gyromagnetic ratio.
γ・H0は位置決め時点の撮像中心Ａにおけるラーモア
角周波数であるから、撮像断面がｚ′軸方向にdz′変移
することにより、ラーモア角周波数がγ・ws・dz′だけ
変化したことになる。Since gamma · H 0 is the Larmor angular frequency at the image pickup center A of the positioning point, by the imaging section is shifted 'dz axially' z, to the Larmor angular frequency is changed by γ · w s · dz ' Become.
そこで、シーケンスコントローラ６は、上式に基づ
き、変移後の撮像断面を励起するために、励起パルスの
キャリア周波数を２π・γ・H0から、２π・γ（H0＋ws
・dz′）に設定するための制御信号S2をRF送信部８に出
力する。その結果、前記キャリア周波数をもった励起パ
ルスがRFコイル２から照射されることにより、ｚ′軸方
向にdz′だけ変移した撮像断面が励起される。Therefore, the sequence controller 6 changes the carrier frequency of the excitation pulse from 2π · γ · H 0 to 2π · γ (H 0 + w s) in order to excite the imaging cross section after the transition based on the above equation.
· Dz ') to the control signal S 2 for setting output to the RF transmitting unit 8. As a result, an excitation pulse having the carrier frequency is emitted from the RF coil 2 to excite an imaging section shifted by dz ′ in the z′-axis direction.
（ｂ）ｘ′方向の変移dx′の補正 ｘ′方向は傾斜磁場Wfによって周波数コーディングを
受ける方向であるから、この方向の変移に対してシーケ
ンスコントローラ６は、共鳴信号に混合される参照信号
の周波数制御を行うことによって対処している。(B) Since the correction x 'direction of the x' direction of displacement dx 'is the direction which receives the frequency coding by gradient W f, the sequence controller 6 with respect to this direction of displacement, the reference signal to be mixed with the resonance signal This is addressed by controlling the frequency.
以下、第６図を参照して詳しく説明する。 Hereinafter, this will be described in detail with reference to FIG.
撮像断面がｘ′方向にdx′だけ変移したとすると、位
置決め時に磁場強度がH0であった撮像中心Ａは、変移後
の位置Ａ′点で次のような磁場強度Ｈをもつ。When the imaging section is to have shifted only 'dx in the direction' x, the imaging center A magnetic field strength was H 0 when positioning has a magnetic field strength H as follows at the position A 'point after transition.
Ｈ＝H0＋Hf＝H0＋wf・dx′ …… ここで、wfは傾斜磁場Wfの勾配を示す。H = H 0 + H f = H 0 + w f · dx ′ where w f indicates the gradient of the gradient magnetic field W f .
その結果、位置決め時点の撮像中心ＡがＡ′点に変移
することにより、そのラーモア角周波数は、γH0からγ
H0＋γ・wf・dx′に変化する。したがって、変移後の撮
像断面におけるｘ′方向の位置情報（即ち、周波数コー
ディングされた共鳴信号）を、位置決め時点の撮像断面
の位置情報と同じにするためには、Ａ′点のラーモア周
波数γH0＋γ・wf・dx′からγH0に補正してやる必要が
ある。これは、参照信号の周波数を−γ・wf・dx′だけ
シフトしてやることによって実現することができる。As a result, the imaging center A at the time of positioning shifts to the point A ′, and the Larmor angular frequency is changed from γ H 0 to γ.
H 0 + γ · w f · dx ′. Therefore, in order to make the position information in the x ′ direction (that is, the frequency-coded resonance signal) in the imaging cross section after the displacement the same as the positional information of the imaging cross section at the time of positioning, the Larmor frequency γ H at point A ′. 0 + in γ · w f · dx 'from γ H 0 it is necessary to'll be corrected. This frequency of the reference signal - only γ · w f · dx 'can be achieved by'll shifted.
そこでシーケンスコントローラ６は、撮像断面のｘ′
方向の変移に応じて、参照信号の周波数をγH0−γ・wf
・dx′に設定するための周波数設定信号S3を参照信号発
生器9aに出力することによって、ｘ′方向の変移を補正
している。Then, the sequence controller 6 sets x ′ of the imaging section.
The frequency of the reference signal is set to γ H 0 −γ · w f according to the direction change.
· Dx 'by outputting the frequency setting signal S 3 for setting the reference signal generator 9a is, x' are corrected displacement direction.
（ｃ）ｙ′方向の変移dy′の補正 ｙ′方向は、傾斜勾配の異なった傾斜磁場WpがＮ回繰
り返して加えられることにより、共鳴信号がその方向に
位相コーディングを受ける方向であるから、この方向の
変移に対してシーケンスコントローラ６は、共鳴信号に
混合される参照信号の位相制御を行うことによって対処
している。Correction y 'direction (c) y' direction of displacement dy ', by different gradient W p inclination gradient is applied repeatedly N times, because resonance signals is the direction to receive a phase coding in that direction The sequence controller 6 copes with the shift in this direction by controlling the phase of the reference signal mixed with the resonance signal.
以下、第７図を参照して詳しく説明する。 Hereinafter, this will be described in detail with reference to FIG.
位置決め時の撮像断面がｙ′方向にdy′だけ平行変移
したとすると、位置決め時の撮像中心ＡがＡ′点に変移
することにより、その点の共鳴信号の位相は一回目の試
行のときは傾斜磁場Wp1によりθ１、２回目のときは傾
斜磁場Wp2によりθ２、…、Ｎ回目のときは傾斜磁場WpN
によりθＮだけ変移する。ここで、 θ１＝γ・wp1・dy′・ｔ θ２＝γ・wp2・dy′・ｔ ・・・ θＮ＝γ・wpN・dy′・ｔ …… ただし、wp1,wp2，…，wpNは、Ｎ回試行ささる傾斜磁
場Wpの各々の勾配、ｔは傾斜磁場Wpが印加される時間を
示す。Assuming that the imaging cross-section at the time of positioning is shifted in parallel by dy 'in the y' direction, the imaging center A at the time of positioning shifts to point A ', and the phase of the resonance signal at that point is as follows: gradient magnetic field W p1 by θ 1, 2 time θ 2 by the gradient magnetic field W p2 is the time of, ..., when the N-th gradient magnetic field W pN
To change only θ N by. Here, θ 1 = γ · w p1 · dy ′ · t θ 2 = γ · w p2 · dy ′ · t... Θ N = γ · w pN · dy ′ · t where w p1 and w p2, ..., w pN, the slope of each of the gradient magnetic field W p pierce attempted N times, t denotes a time gradient W p is applied.
したがって、変移後の撮像断面におけるｙ′方向の位
置情報（即ち、位相コーディングされた共鳴信号）を、
位置決め時点の撮像断面の位置情報と同じにするために
は、各試行時に検出された共鳴信号の位相を、１回目の
試行時は−θ１、２回目は−θ２，…,N回目は−θＮと
いうように、前記位相の変移とは逆方向に補正してやれ
ばよい。このような補正は、参照信号の位相を、１回目
の試行時は−θ１、２回目は−θ２，…,N回目は−θＮ
というようにシフトすることにより達成できる。Therefore, the position information in the y ′ direction (that is, the phase-coded resonance signal) in the imaging cross section after the shift is
To the same as the position information of the imaging cross-section of the positioning point, the phase of the detected resonance signal during each trial, during the first trial - [theta] 1, 2 round of - [theta] 2, ..., N-th is so on - [theta] N, may do it corrected in a direction opposite to the displacement of the phase. Such correction, the reference signal phase, during the first trial - [theta] 1, 2 round of - [theta] 2, ..., N-th is - [theta] N
It can be achieved by shifting as follows.
そこで、シーケンスコントローラ６は、座標変換部５
から与えられた平行移動パラメータdx′に基づき、１〜
Ｎ回の試行ごとに上述のような参照信号の位相設定信号
S4を参照信号発生器9aに与えることにより、ｙ′方向の
平行変移の補正を行っている。Therefore, the sequence controller 6 sets the coordinate conversion unit 5
Based on the translation parameter dx ′ given by
The phase setting signal of the reference signal as described above every N trials
By giving S 4 to the reference signal generator 9a, correction is performed in parallel transitions y 'direction.
以上のように、被検体Ｍの体動による回転変移は、傾
斜磁場Wf,Wp,Wsによって補正し、体動による平行変移は
励起パルスの周波数と、参照信号の周波数および位相を
制御することによって、初めに位置決めされた撮像断面
を常に正しく撮像することができる。As described above, rotational displacement due to body movement of the subject M is corrected by the gradient magnetic fields W f , W p , W s , and parallel displacement due to body movement controls the frequency of the excitation pulse and the frequency and phase of the reference signal. By doing so, the imaging cross section positioned first can be always correctly imaged.
なお、上述の実施例では、被検体Ｍに取り付けられた
三つの点光源の座標を検出することによっ被検体Ｍの体
動を検出しているが、被検体Ｍの体動を検出する手段は
種々変更実施することができる。例えば、被検体に接触
させた機械的なセンサによって体動を検出したり、ある
いは被検体に光ビームを照射し、体動に伴う反射光の変
移から体動を検出したり、被検体にモアレ縞を投影し、
体動に伴うモアレ縞の変移から体動を検出することも可
能である。In the above embodiment, the body movement of the subject M is detected by detecting the coordinates of the three point light sources attached to the subject M. Can be variously modified. For example, the body movement is detected by a mechanical sensor that is in contact with the subject, or the subject is irradiated with a light beam to detect the body movement based on a change in reflected light accompanying the body movement, or the moire is applied to the subject. Project stripes,
It is also possible to detect the body motion from the transition of the moire fringes accompanying the body motion.
また、実施例ではいわゆるスピンエコー法によって撮
像する場合に例に採って説明したが、本発明はこれに限
らず、例えば180°パルスを用いないフィールド・エコ
ー法による撮像や、MRIを利用したスペクトロスコピー
や、血流速の測定にも適用することができる。Further, in the embodiments, an example has been described in which imaging is performed by a so-called spin echo method. However, the present invention is not limited to this. For example, imaging by a field echo method without using a 180 ° pulse or spectroscopy using MRI It can also be applied to scopy and measurement of blood flow velocity.
さらに、実施例では一定間隔ごとにシーケンスを変更
し、制御する場合を示したが、移動による差が常に零に
なるように連続的なフィードバック制御を行うこともで
きる。Further, in the embodiment, the case where the sequence is changed and controlled at regular intervals has been described, but continuous feedback control may be performed so that the difference due to the movement is always zero.
また、実施例では参照信号により核磁気共鳴信号を低
周波に変換する例を示したが、核磁気共鳴信号を直接に
高速サンプリングし、周波数・位相の補正を変換パラメ
ータに基づき、演算器内部で実行してもよい。Further, in the embodiment, the example in which the nuclear magnetic resonance signal is converted into the low frequency by the reference signal has been described. May be performed.
G.発明の効果 以上の説明から明らかなように、この発明によれば、
被検体の動きに応じて、傾斜磁場，励起パルスのキャリ
ア周波数，参照信号の周波数と位相とを制御し、最初に
位置決めされた撮像断面からの共鳴信号が常に検出され
るように構成しているので、従来装置のように体動のた
めに位置決めをやりなおす必要がなく、しかも、体動に
よるアーチファクトが軽減され、良好な画像品質を得る
ことができる。G. Effects of the Invention As is apparent from the above description, according to the present invention,
The gradient magnetic field, the carrier frequency of the excitation pulse, and the frequency and phase of the reference signal are controlled in accordance with the movement of the subject so that the resonance signal from the first positioned imaging section is always detected. Therefore, there is no need to perform positioning again for body movement as in the conventional apparatus, and further, artifacts due to body movement are reduced, and good image quality can be obtained.
また、この発明によれば、好ましくない体動による補
正を行う場合に限らず、被検体の撮像部位を積極的に動
かし、その部位を追跡撮像することによって、四股の動
きのダイナミックな評価を行うこともできる。Further, according to the present invention, the dynamic evaluation of the movement of the four legs is performed by positively moving the imaging region of the subject and tracking and imaging the imaging region, not limited to the case of performing the correction due to the undesired body movement. You can also.
第１図はこの発明の一実施例に係る核磁気共鳴断層撮像
装置の要部の概略構成を示したブロック図、第２図は被
検体の３次元位置座標を検出する手法の説明図、第３図
はスピンエコー法によるパルスシーケンスの説明図、第
４図は被検体の回転変移に伴う傾斜磁場の制御手法の説
明図、第５図は被検体の平行変移に伴う励起パルスのキ
ャリア周波数制御の説明図、第６図は被検体の平行変移
に伴う参照信号の周波数制御の説明図、第７図は被検体
の平行変移に伴う参照信号の位相制御の説明図である。 １……傾斜磁場コイル、２……RFコイル 3a,3b……テレビカメラ ４……３次元位置検出部、５……座標変換部 ６……シーケンスコントローラ ７……傾斜磁場電源、８……RF送信部 ９……RF受信部、9a……参照信号発生器 9b……混合器FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of a main part of a nuclear magnetic resonance tomography apparatus according to one embodiment of the present invention, FIG. 2 is an explanatory diagram of a method for detecting three-dimensional position coordinates of a subject, 3 is an explanatory view of a pulse sequence by the spin echo method, FIG. 4 is an explanatory view of a control method of a gradient magnetic field accompanying rotation displacement of the subject, and FIG. 5 is a carrier frequency control of an excitation pulse accompanying parallel displacement of the subject. FIG. 6 is an explanatory diagram of frequency control of a reference signal accompanying a parallel displacement of a subject, and FIG. 7 is an explanatory diagram of a phase control of a reference signal accompanying a parallel displacement of a subject. DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Gradient magnetic field coil, 2 ... RF coil 3a, 3b ... TV camera 4 ... Three-dimensional position detection part, 5 ... Coordinate conversion part 6 ... Sequence controller 7 ... Gradient magnetic field power supply, 8 ... RF Transmitter 9: RF receiver, 9a: Reference signal generator 9b: Mixer
Claims (1)
と、前記３次元位置情報に基づいて被検体の回転変移量
と平行変移量とを算出する手段と、回転変移した撮像断
面に対応した変移座標系の各軸に沿った傾斜磁場パター
ンが基準座標系の各軸に沿った傾斜磁場パターンと等し
くなるように前記回転変移量に応じて傾斜磁場電源を制
御する手段と、前記平行変移量のうち撮像断面に直交す
る軸方向の変移量に応じて励起パルスのキャリア周波数
を変移させる手段と、前記平行変移量のうち撮像断面に
沿った２軸方向の各変移量に応じて、共鳴信号に混合さ
れる参照信号の周波数と位相とを変移させる手段とを備
えたことを特徴とする核磁気共鳴断層撮像装置。A means for detecting three-dimensional position information of the subject; a means for calculating a rotational displacement amount and a parallel displacement amount of the subject based on the three-dimensional position information; Means for controlling a gradient magnetic field power supply according to the amount of rotation displacement such that a gradient magnetic field pattern along each axis of the transformed coordinate system is equal to a gradient magnetic field pattern along each axis of the reference coordinate system; and Means for shifting the carrier frequency of the excitation pulse in accordance with the amount of displacement in the axial direction orthogonal to the imaging section of the amount, and resonance in accordance with each of the amounts of displacement in the two axes along the imaging section of the parallel displacement. Means for shifting the frequency and phase of a reference signal mixed with the signal.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1136955A JP2734635B2 (en) | 1989-05-30 | 1989-05-30 | Nuclear magnetic resonance tomograph |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1136955A JP2734635B2 (en) | 1989-05-30 | 1989-05-30 | Nuclear magnetic resonance tomograph |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH031841A JPH031841A (en) | 1991-01-08 |
| JP2734635B2 true JP2734635B2 (en) | 1998-04-02 |
Family
ID=15187414
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1136955A Expired - Lifetime JP2734635B2 (en) | 1989-05-30 | 1989-05-30 | Nuclear magnetic resonance tomograph |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2734635B2 (en) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP6554719B2 (en) * | 2014-10-31 | 2019-08-07 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Magnetic resonance apparatus and program |
-
1989
- 1989-05-30 JP JP1136955A patent/JP2734635B2/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH031841A (en) | 1991-01-08 |
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