JPH024331A - Magnetic resonance device - Google Patents
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- JPH024331A JPH024331A JP63150150A JP15015088A JPH024331A JP H024331 A JPH024331 A JP H024331A JP 63150150 A JP63150150 A JP 63150150A JP 15015088 A JP15015088 A JP 15015088A JP H024331 A JPH024331 A JP H024331A
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
この発明は、ＮＭＲ（核磁気共鳴〉、又はＥＳＲ（電子
スピン共鳴）等を用いてスペクトルや断層像を取得する
磁気共鳴装置に関し、特に被検体からの磁気共鳴信号を
高精度に処理できる磁気共鳴装置に関するものである。Detailed Description of the Invention [Field of Industrial Application] The present invention relates to a magnetic resonance apparatus that acquires spectra and tomographic images using NMR (nuclear magnetic resonance), ESR (electron spin resonance), etc. The present invention relates to a magnetic resonance apparatus that can process magnetic resonance signals from a specimen with high precision.
［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る
０図において、く１）は被測定対象となる人体などの被
検体、（２）は被検体（１）にＺ軸方向の静磁場を印加
する静磁場発生装置、（３）は被検体（１）を静磁場発
生装置（２）内に導入する診察台である。[Prior Art] Fig. 3 is a block diagram showing a general magnetic resonance apparatus. A static magnetic field generator (3) that applies a static magnetic field in the Z-axis direction is an examination table that introduces the subject (1) into the static magnetic field generator (2).
（４）は被検体（１）に高周波磁場パルスなどの高周波
エネルギを印加すると共に被検体（１）から磁気共鳴信
号を受信するための高周波コイル、（５）は高周波コイ
ル（４）のインピーダンスを変換する整合装置、（６）
は整合装置（５）に接続された送受切換装置、（７）は
送受切換装置（６）及び高周波コイル（４）を介して被
検体（１）に高周波エネルギを印加するための送信機、
（８）は高周波コイル（４）及び送受切換装置（６）を
介して被検体（１）からの磁気共鳴信号を受信する受信
機である。(4) is a high-frequency coil for applying high-frequency energy such as a high-frequency magnetic field pulse to the subject (1) and receiving magnetic resonance signals from the subject (1), and (5) is the impedance of the high-frequency coil (4). a converting matching device, (6)
is a transmission/reception switching device connected to the matching device (5); (7) is a transmitter for applying high frequency energy to the subject (1) via the transmission/reception switching device (6) and the high frequency coil (4);
(8) is a receiver that receives magnetic resonance signals from the subject (1) via a high frequency coil (4) and a transmission/reception switching device (6).
（９）は被検体（１）にＸ軸方向に傾斜した磁場パルス
を印加するＸ軸傾斜磁場コイル、（１０）はＸ軸傾斜磁
場コイル（９）を駆動するＸ軸傾斜磁場電源、（１１）
は被検体（１）いＹ軸方向に傾斜した磁場パルスを印加
するＹ軸傾斜磁場コイル、（１２）はＹ軸傾斜磁場コイ
ル（１１）を駆動するＹ軸傾斜磁場電源、（１３）は被
検体（１）にＺ軸方向に傾斜した磁場パルスを印加する
Ｚ軸傾斜磁場コイル、（１４）はＺ軸傾斜磁場コイル（
１３〉を駆動するＺ軸傾斜磁場電源である。(9) is an X-axis gradient magnetic field coil that applies a magnetic field pulse tilted in the X-axis direction to the subject (1); (10) is an X-axis gradient magnetic field power supply that drives the X-axis gradient magnetic field coil (9); )
(12) is a Y-axis gradient magnetic field power source that drives the Y-axis gradient magnetic field coil (11), and (13) is a Y-axis gradient magnetic field coil that applies a magnetic field pulse tilted in the Y-axis direction to the subject (1). The Z-axis gradient magnetic field coil (14) applies a magnetic field pulse tilted in the Z-axis direction to the specimen (1), and the Z-axis gradient magnetic field coil (14)
13> is a Z-axis gradient magnetic field power supply.
（１５）は送信機（７）、受信機（８）、各傾斜磁場電
源（１０）、（１２）及び（１４）を所定のシーケンス
で制御すると共に装置全体を制御するシーケンス制御装
置である。 （ｔｅ）はシーケンス制御装置（１５）に
接続された計算機であり、画像構成用の制御データを生
成したり、受信機〈８）から得られる磁気共鳴信号の処
理及び画像構成処理を行なうようになっている。（１）
）は画像構成に必要なパラメータ等を計算機（１６）に
入力するための入出力端末装置となる操作卓、（１日）
は操作卓（１））に接続された画像表示装置である。(15) is a sequence control device that controls the transmitter (7), the receiver (8), each gradient magnetic field power source (10), (12), and (14) in a predetermined sequence, and also controls the entire device. (te) is a computer connected to the sequence control device (15), which generates control data for image composition, processes magnetic resonance signals obtained from the receiver (8), and performs image composition processing. It has become. (1)
) is an operation console that serves as an input/output terminal device for inputting parameters, etc. necessary for image composition to the computer (16), (1st)
is an image display device connected to the console (1)).
第４図はシーケンス制御装置（１５）内の制御用タイミ
ング及び波形出力部の構成を示すブロック図であり、（
２０）はＣＰＵを含む制御部、（２１）はＸ軸傾斜磁場
電源（１０）を制御するためのＤＡ変換器、（２２）は
Ｙ軸傾斜磁場電源（１２）を制御するためのＤＡ変換器
、（２３）はＺ軸傾斜磁場電源（１４）を制御するため
のＤＡ変換器、（２４）は送信機（７）を制御するため
のＤＡ変換器、（２５）は受信機（８）のゲートを開閉
制御するためのゲート回路である。FIG. 4 is a block diagram showing the configuration of the control timing and waveform output section in the sequence control device (15).
20) is a control unit including a CPU, (21) is a DA converter for controlling the X-axis gradient magnetic field power supply (10), and (22) is a DA converter for controlling the Y-axis gradient magnetic field power supply (12). , (23) is a DA converter for controlling the Z-axis gradient magnetic field power supply (14), (24) is a DA converter for controlling the transmitter (7), and (25) is a DA converter for controlling the receiver (8). This is a gate circuit for controlling opening and closing of the gate.
又、制御部（２０）は、各ＤＡ変換器（２１）〜（２４
）及びゲート回路（２５）を介した制御データＤＸ、Ｄ
Ｙ、Ｄｚ、ＤＲ及びＤＱに基づいて各傾斜磁場電源（１
０）〜（１４）、送信機（７）及び受信機（８）を制御
すると共に、計算機（１６）の磁気共鳴信号サンプリン
グタイミングを制御している。The control unit (20) also controls each DA converter (21) to (24).
) and control data DX, D via the gate circuit (25)
Each gradient magnetic field power supply (1
0) to (14), the transmitter (7) and the receiver (8), and also controls the magnetic resonance signal sampling timing of the computer (16).
次に、第３図及び第４図に示した従来の磁気共鳴装置の
動作について説明する。尚、ここでは、Ｘ軸方向の傾斜
磁場を周波数エンコード用の信号読み出し磁場、Ｙ軸方
向の傾斜磁場を位相エンコード磁場、Ｚ軸方向の傾斜磁
場をスライス磁場とし、２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ
）法でスピンエコー法又はグラジェントフィールド（傾
斜磁場）エコー法を用いた場合について説明する。Next, the operation of the conventional magnetic resonance apparatus shown in FIGS. 3 and 4 will be explained. Here, the gradient magnetic field in the X-axis direction is used as a signal readout magnetic field for frequency encoding, the gradient magnetic field in the Y-axis direction is used as a phase encoding magnetic field, and the gradient magnetic field in the Z-axis direction is used as a slice magnetic field, and two-dimensional Fourier transform (2DFT) is performed.
) method using the spin echo method or the gradient field (gradient magnetic field) echo method.
まず、静磁場発生装置（２）、高周波コイル（４）、傾
斜磁場コイル（９）、（１１）、（１３）内に被検体（
１）を挿入し、シーケンス制御装置（１５）により高周
波コイル（４）及びＺ軸傾斜磁場コイル（１３）を同時
に駆動し、選択性の周波数を有する高周波磁場パルス（
通常、９０°パルス）と共に、断層面を指定するための
スライス磁場を被検体（１）に印加する。これにより、
被検体（１）内の所望の断層面内の核スピンにエネルギ
が供給される。First, the subject (
1), the sequence controller (15) simultaneously drives the high frequency coil (4) and the Z-axis gradient magnetic field coil (13), and generates a high frequency magnetic field pulse (
A slicing magnetic field for specifying a tomographic plane is applied to the subject (1) along with a 90° pulse (usually a 90° pulse). This results in
Energy is supplied to nuclear spins within a desired cross-sectional plane within the subject (1).
次に、Ｙ軸傾斜磁場コイル（１１）及びＸ軸傾斜磁場コ
イル（１０）を駆動し、位相エンコード磁場及び信号読
み出し磁場を印加する。Next, the Y-axis gradient magnetic field coil (11) and the X-axis gradient magnetic field coil (10) are driven to apply a phase encode magnetic field and a signal readout magnetic field.
その後、極性を反転した信号読み出し磁場を印加しなが
ら、傾斜磁場エコーによる磁気共鳴信号（エコー信号）
を高周波コイル（４）を介して計算機（１６）内に取り
込むが、磁気共鳴信号がピーク値となるタイミングは、
信号読み出し磁場及び高周波磁場パルスの印加タイミン
グに依存する。Then, while applying a signal readout magnetic field with reversed polarity, magnetic resonance signals (echo signals) are generated by gradient magnetic field echoes.
is taken into the computer (16) via the high frequency coil (4), but the timing at which the magnetic resonance signal reaches its peak value is
It depends on the application timing of the signal readout magnetic field and the high-frequency magnetic field pulse.
この磁気共鳴信号は、信号読み出し磁場の印加時間の間
に所定のサンプリング点だけ収集されると共に、位相エ
ンコード磁場による位相エンコード量を所定のピッチで
変化させながら所定の画素に対応する回数だけ繰り返し
受信され、パルス列として計算機（１６）に取得される
。こ・れにより、Ｙ軸方向の磁気共鳴信号の分解が可能
となる０例えば、断層面画像の画素数が２５６ｘ２５６
の場合、１回で受信されるサンプリング点は２５６以上
であり、繰り返し回数（信号収集回数）は２５６となる
。This magnetic resonance signal is collected only at predetermined sampling points during the application time of the signal readout magnetic field, and is repeatedly received a number of times corresponding to a predetermined pixel while changing the amount of phase encoding by the phase encoding magnetic field at a predetermined pitch. and is acquired by the computer (16) as a pulse train. This makes it possible to decompose magnetic resonance signals in the Y-axis direction.For example, when the number of pixels in a tomographic image is 256x256,
In this case, the number of sampling points received at one time is 256 or more, and the number of repetitions (number of signal collections) is 256.
最後に、計算機（１６）は、磁気共鳴信号のパルス列を
２次元フーリエ変換して所望のマトリックスサイズＮＸ
Ｎの断層面の画像を再構成し、画像表爪装置（１８）に
表示する。Finally, the computer (16) performs two-dimensional Fourier transform on the pulse train of the magnetic resonance signal to obtain a desired matrix size NX.
The image of the N tomographic plane is reconstructed and displayed on the image display device (18).
以上のシーケンスにおいて、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の各傾斜
磁場の大きさ及び出力タイミング、高周波磁場パルスの
大きさ、波形及び出力タイミング、並びに、受信機（８
）による磁気共Ｉ、１信号の受信タイミングは、シーケ
ンス制御装置（１５）により制御されており、ＤＡ変換
器（２１）〜（２４）及びゲート回路（２５）からは正
確なタイミングて制御データが出力されている。又、磁
気共鳴信号を計算機（１６）に取り込むタイミングは、
所定のサンプリング点に磁気共鳴信号のピークが取り込
まれるように制御されており、制御部（２０）は計算機
（１６）に対してサンプリング開始トリガを送出してい
る。In the above sequence, the magnitude and output timing of each gradient magnetic field on the X-axis, Y-axis, and Z-axis, the magnitude, waveform, and output timing of the high-frequency magnetic field pulse, and the receiver (8
) is controlled by the sequence control device (15), and the control data is received from the DA converters (21) to (24) and the gate circuit (25) at accurate timing. It is being output. In addition, the timing of importing the magnetic resonance signal into the computer (16) is as follows.
The peak of the magnetic resonance signal is controlled to be captured at a predetermined sampling point, and the control section (20) sends a sampling start trigger to the computer (16).
［発明が解決しようとする課題］
従来の磁気共鳴装置は以上のように、各傾斜磁場及び高
周波磁場パルスのタイミング制御については正確に行な
われているが、計算１（１Ｂ）が磁気共０．う信号のデ
ータを取り込むタイミングについては、サンプリングク
ロックが傾斜磁場や高周波磁場パルスの制御クロックと
正確に同期していないため、例えば計算機（１６）にサ
ンプリングトリガが入力されてから実際にサンプリング
を開始するまでにジッタが存在したりすると、磁気共鳴
信号がピークとなるときのデータを取り込むことができ
なくなるという問題点があった。[Problems to be Solved by the Invention] As described above, in the conventional magnetic resonance apparatus, timing control of each gradient magnetic field and high-frequency magnetic field pulse is performed accurately, but Calculation 1 (1B) is performed when the magnetic field is 0. As for the timing of capturing the signal data, since the sampling clock is not precisely synchronized with the control clock of the gradient magnetic field or high-frequency magnetic field pulse, sampling actually starts after the sampling trigger is input to the computer (16), for example. If there is any jitter, there is a problem that it becomes impossible to capture data when the magnetic resonance signal reaches its peak.
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、磁気共鳴信号を所定のタイミングでサンプリ
ングし、高精度にピークをサンプリングできる磁気共鳴
装置を得ることを目的とする。The present invention has been made to solve the above-mentioned problems, and an object of the present invention is to obtain a magnetic resonance apparatus that can sample magnetic resonance signals at predetermined timing and sample peaks with high precision.
［課題を解決するための手段］
この発明に係る磁気共鳴装置は、高周波磁場パルス及び
傾斜磁場の印加タイミングを決定するための基準クロッ
クを発生する基準発振器と、基半クロックに基づいてサ
ンプリング用のクロック信号を生成するサンプリング用
分周器と、このクロック信号に基づいてサンプリング制
御データを生成する計算機サンプリング制御データ生成
器と、サンプリング制御データに基づいて計算機のサン
プリングタイミングを制御するクロック供給器とを設け
たものである。[Means for Solving the Problems] A magnetic resonance apparatus according to the present invention includes a reference oscillator that generates a reference clock for determining the application timing of high-frequency magnetic field pulses and gradient magnetic fields, and a reference oscillator that generates a reference clock for determining the application timing of high-frequency magnetic field pulses and gradient magnetic fields, and a sampling oscillator that generates a reference clock based on the reference clock. A sampling frequency divider that generates a clock signal, a computer sampling control data generator that generates sampling control data based on the clock signal, and a clock supply device that controls the sampling timing of the computer based on the sampling control data. It was established.
［作用］
この発明においては、各タイミング制御に用いられる１
つの基準クロックに基ついて、サンプリングタイミング
を正確に決定する。[Function] In this invention, 1 used for each timing control
To accurately determine sampling timing based on two reference clocks.
［実施例］
以下、この発明の一実施例を図について説明する。尚、
この発明による磁気共鳴装置の全体構成は第３図に示し
た通りである。[Example] Hereinafter, an example of the present invention will be described with reference to the drawings. still,
The overall configuration of the magnetic resonance apparatus according to the present invention is as shown in FIG.
第１図はこの発明の一実施例の要部を示すブロック図で
あり、図において、（７）、（８）、（１０）、（１２
）、（１４）、（１６）及び（２１）〜（２５）は前述
と同様のものである。又、（１５Δ）及び（２０＾）は
それぞれシーケンス制御装置（１５）及び制御部り２０
）に対応している。FIG. 1 is a block diagram showing the main parts of an embodiment of the present invention. In the figure, (7), (8), (10), (12)
), (14), (16) and (21) to (25) are the same as described above. Also, (15Δ) and (20^) are the sequence control device (15) and the control unit 20, respectively.
) is supported.
（２６）は制御部（，２０Ａ）からのサンプリング制御
データＤＳに基づいて磁気共鳴信号サンプリング用のク
ロック信号を計算機（１６）内のＡＤ変換器に供給する
クロック供給器である。(26) is a clock supplier that supplies a clock signal for magnetic resonance signal sampling to the AD converter in the computer (16) based on the sampling control data DS from the control unit (20A).
第２図は第１図内の制御部（２０Ａ＞の構成を示すブロ
ック図であり、（３０）はＣＰＵからなる制御装置、（
３１〉は制御装置（３０）に属するメモリ、（３２）は
制御装置（３０）に属し基準クロックＣを発生ず６基準
発振器、（３３）は基準クロックＣに基づいて各傾斜磁
場制御用のクロック信号ｃ Ｘ、ｃ Ｙ及びＣｚを生成
する電源用分周器、（３４）は基準クロックＣに基づい
て送信機（７）を制御するためのクロック信号ｃＲを生
成する送信機用分周器、（３５）は基準クロックＣに基
づいて受信ｔｆ！（８）を制御するためのクロック信号
ｃＱを生成する受信機用分周器、（３６）は基準クロッ
クＣに基づいて計算機＜１６）を制御するためのクロッ
ク信号Ｃｓを生成するサンプリング用分周器である。FIG. 2 is a block diagram showing the configuration of the control unit (20A) in FIG.
31> is a memory belonging to the control device (30), (32) is a 6 reference oscillator that belongs to the control device (30) and does not generate the reference clock C, and (33) is a clock for controlling each gradient magnetic field based on the reference clock C. (34) is a frequency divider for a power supply that generates signals c (35) receives tf! based on the reference clock C! (8) A receiver frequency divider that generates a clock signal cQ for controlling the computer, and (36) a sampling frequency divider that generates a clock signal Cs for controlling the computer <16) based on the reference clock C. It is a vessel.
（４１）〜（４３）は制御装置り３０）からの制御信号
Ｂに、ＢＹ及びＢＺと各クロック信号ｃ Ｘ、ｃ Ｙ及
びＣｚとに基づいて電源制御データＤに、ＤＹ及びＤｚ
を生成するＸ軸電源制御データ生成器、Ｙ軸電源制御デ
ータ生成器及びＺ軸電源制御データ生成器であり、各電
源制御信号りに、ＤＹ及びＤＺはＤＡ変換器（２１）〜
（２３）にそれぞれ供給されている。(41) to (43) control the power supply control data D, DY and Dz based on the control signal B from the control device 30), BY and BZ and each clock signal cX, cY and Cz.
An X-axis power control data generator, a Y-axis power control data generator, and a Z-axis power control data generator generate
(23) respectively.
（４４）は制御装置（３０）からの制御信号ＢＺとクロ
ッり信号ＣＲとに基づいて高周波磁場パルスの出力制御
データＤＲを生成する送信機出力制御データ生成器であ
り、出力制御データＤＲはＤＡ変換器（２４）に供給さ
れている。（４５）は制御装置（３０）からの制御信号
ＢＱとクロック信号ＣＣとに基づいてゲート制御データ
ＤＱを生成する受信機制御データ生成器であり、ゲート
制御データＤＱはゲート回路（２５）に供給されている
。(44) is a transmitter output control data generator that generates output control data DR of high-frequency magnetic field pulses based on the control signal BZ and clock signal CR from the control device (30), and the output control data DR is DA. A converter (24) is supplied. (45) is a receiver control data generator that generates gate control data DQ based on the control signal BQ and clock signal CC from the control device (30), and the gate control data DQ is supplied to the gate circuit (25). has been done.
（４６）は制御装置（３０）からの制御信号ＢＳとクロ
ック信号Ｃｓとに基づいてサンプリング制御データＤＳ
を生成する計算機サンプリング制御データ生成器であり
、サンプリング制御データＤＳはクロック供給器（２６
）に供給されている。(46) is the sampling control data DS based on the control signal BS and clock signal Cs from the control device (30).
The sampling control data DS is a computer sampling control data generator that generates a clock supply device (26
).
尚、制御信号ＢＸ〜ＢＺ、 ＢＲ，ＢＱ及びＢＳは、各
制御データＤに〜ＤＺ、 ＤＲ，ＤＱ及びＤＳに基づく
各信号の大きさ、波形及び印加時間等を決定している。The control signals BX to BZ, BR, BQ, and BS determine the magnitude, waveform, application time, etc. of each signal based on each control data D to DZ, DR, DQ, and DS.
次に、第１図及び第２図に示したこの発明の一実施例の
動作について説明する。尚、磁気共鳴信号を取得するパ
ルスシーケンスについては前述と同様であるため、ここ
では、計算機（１６）に磁気共鳴信号を取り込むタイミ
ング制御についてのみ説明する。Next, the operation of the embodiment of the present invention shown in FIGS. 1 and 2 will be described. Note that since the pulse sequence for acquiring the magnetic resonance signals is the same as described above, only the timing control for importing the magnetic resonance signals into the computer (16) will be described here.
磁気共鳴信号のピークを正確に計算機（１６）に取り込
むためには、ピークが出現する時間に合わせてサンプリ
ングする必要があるが、前述のように、磁気共鳴信号が
取得される時間は、高周波磁場パルスの印加間隔、信号
読み出し磁場の波形及び印加時間等によって正確に求め
ることができる。又、画像の分解能、磁気共鳴信号の帯
域によってサンプリングワード数及びサンプリングクロ
ックが決定されているので、所定のサンプリングワード
数の位置に磁気共鳴信号のピークを取り込むためには、
サンプリングワード数及びサンプリングクロックで決定
する時間分前から正確にサンプリングを開始すればよい
。In order to accurately capture the peak of the magnetic resonance signal into the computer (16), it is necessary to sample at the time when the peak appears, but as mentioned above, the time at which the magnetic resonance signal is acquired is determined by It can be accurately determined based on the pulse application interval, the waveform of the signal readout magnetic field, the application time, etc. Furthermore, since the number of sampling words and the sampling clock are determined by the resolution of the image and the band of the magnetic resonance signal, in order to capture the peak of the magnetic resonance signal at the position of the predetermined number of sampling words,
It is only necessary to start sampling exactly a period of time determined by the number of sampling words and the sampling clock.
この場合、各クロック信号Ｃに〜ｃｚ、 ＣＲ，ｃｃ及
びＣｓは、互いに整数倍又は整数分の１に設定されてい
るので、磁気共鳴信号のサンプリング開始点を各クロッ
ク信号から正確に計算することができる。In this case, ~cz, CR, cc, and Cs for each clock signal C are set to be an integer multiple or an integer fraction of each other, so it is difficult to accurately calculate the sampling start point of the magnetic resonance signal from each clock signal. I can do it.
尚、上記実施例では、磁気共１信号がＮＭＲのエコー信
号の場合について説明したが、ＦＩＤ信号、又はＥＳＲ
信号であっても同等の効果を奏する。In the above embodiment, the case where the magnetic signal 1 is an NMR echo signal is explained, but the FID signal or the ESR
Even if it is a signal, the same effect can be achieved.
又、シーケンス制御装置（１５Ａ ）内のＣＰＵの基準
発振器（３２）から基準クロックＣを取得したが、計算
機（１６）内の基準発振器から基準クロックを取得して
もよい。Further, although the reference clock C is obtained from the reference oscillator (32) of the CPU in the sequence control device (15A), the reference clock may also be obtained from the reference oscillator in the computer (16).
又、各分周器（３３）〜（３６）の分周比を、磁気共鳴
信号の帯域や傾斜磁場波形に応じて変化させてもよい。Further, the frequency division ratio of each frequency divider (33) to (36) may be changed depending on the band of the magnetic resonance signal or the gradient magnetic field waveform.
更に、各クロック信号Ｃに〜Ｃｚ、ｃＲ，ｃＱ及びＣｓ
を互いに整数倍又は整数分の１に設定したが、サンプリ
ングタイミングによっては、他の分周比に設定しても正
確な制御が可能なことは言うまでもない。Furthermore, for each clock signal C ~Cz, cR, cQ and Cs
are set to be an integer multiple or an integer fraction of each other, but it goes without saying that accurate control can be achieved by setting other frequency division ratios depending on the sampling timing.
［発明の効果］
以上のようにこの発明によれば、高周波磁場パルス及び
傾斜磁場の印加タイミングを決定するための基準クロッ
クを発生する基準発振器と、基準クロックに基づいてサ
ンプリング用のクロック信号を生成するサンプリング用
分周器と、このクロック信号に基づいてサンプリング制
御データを生成する計算機サンプリング制御データ生成
器と、サンプリング制御データに基づいて計算機のサン
プリングタイミングを制御するクロック供給器とを設け
、各タイミング制御に用いられる１つの基準クロックに
基づいてサンプリングタイミングを正確に決定するよう
にしたので、磁気共鳴信号のピークを高精度に取り込む
ことのできる磁気共鳴装置が得られる効果がある。[Effects of the Invention] As described above, according to the present invention, there is provided a reference oscillator that generates a reference clock for determining application timing of high-frequency magnetic field pulses and gradient magnetic fields, and a clock signal for sampling based on the reference clock. a computer sampling control data generator that generates sampling control data based on this clock signal, and a clock supply device that controls the sampling timing of the computer based on the sampling control data. Since the sampling timing is accurately determined based on one reference clock used for control, it is possible to obtain a magnetic resonance apparatus that can capture the peak of a magnetic resonance signal with high precision.
【図面の簡単な説明】
第１図はこの発明の一実施例の要部を示すブロック図、
第２図は第１図内の制御部の構成を示すブロック図、第
３図は一般的な磁気共鳴装置を示すブロック図、第４図
は従来のシーケンス制御装置を示すブロック図である。
（１）・・・被検体
（１５＾）・・・シーケンス制御装置
（１６）・・・計算機 （２６〉・・・クロッ
ク供給器〈３２）・・・基準発振器
（３６）・・・サンプリング用分周器
（４６）・・・計算機サンプリング制御データ生成器Ｃ
・・・基準クロック ＣＳ・・・クロック信号ＤＳ
・・サンプリング制御データ
尚、図中、同一符号は同−又は相当部を示す。
策２図
、２ＯＡ
１、事件の表示
昭和６３年特許願第１５０１５０号
２、発明の名称
磁気共鳴装置
３゜
補正をする者
事件との関係 特許出願人
住 所 東京都千代田区丸の内二丁目２番３号
名 称 （６０１）三菱電機株式会社代表者志岐守哉
４゜[BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS] FIG. 1 is a block diagram showing the main parts of an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a block diagram showing the configuration of the control section in FIG. 1, FIG. 3 is a block diagram showing a general magnetic resonance apparatus, and FIG. 4 is a block diagram showing a conventional sequence control device. (1)...Object (15^)...Sequence control device (16)...Computer (26>...Clock supplier <32)...Reference oscillator (36)...For sampling Frequency divider (46)...computer sampling control data generator C
...Reference clock CS...Clock signal DS
...Sampling control data In the figures, the same reference numerals indicate the same or equivalent parts. Figure 2, 2OA 1, Indication of the case Patent Application No. 150150 of 1988 2, Name of the invention Magnetic Resonance Apparatus 3° Relationship to the Amendment Case Patent Applicant Address 2-2 Marunouchi, Chiyoda-ku, Tokyo 3 Name (601) Mitsubishi Electric Corporation Representative Moriya Shiki 4゜
Claims (1)
シーケンスで印加するためのシーケンス制御装置と、前
記被検体からの磁気共鳴信号を取り込んで処理するため
の計算機とを備えた磁気共鳴装置において、 前記高周波磁場パルス及び前記傾斜磁場の印加タイミン
グを決定するための基準クロックを発生する基準発振器
と、 前記基準クロックに基づいてサンプリング用のクロック
信号を生成するサンプリング用分周器と、前記クロック
信号に基づいてサンプリング制御データを生成する計算
機サンプリング制御データ生成器と、 前記サンプリング制御データに基づいて前記計算機のサ
ンプリングタイミングを制御するクロック供給器と、 を設けたことを特徴とする磁気共鳴装置。[Scope of Claims] A sequence control device for applying high-frequency magnetic field pulses and gradient magnetic fields to a subject in a predetermined sequence, and a computer for capturing and processing magnetic resonance signals from the subject. A magnetic resonance apparatus comprising: a reference oscillator that generates a reference clock for determining application timing of the high-frequency magnetic field pulse and the gradient magnetic field; and a sampling frequency divider that generates a sampling clock signal based on the reference clock. A computer sampling control data generator that generates sampling control data based on the clock signal; and a clock supply device that controls sampling timing of the computer based on the sampling control data. Magnetic resonance device.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63150150A JPH024331A (en) | 1988-06-20 | 1988-06-20 | Magnetic resonance device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63150150A JPH024331A (en) | 1988-06-20 | 1988-06-20 | Magnetic resonance device |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH024331A true JPH024331A (en) | 1990-01-09 |
Family
ID=15490591
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63150150A Pending JPH024331A (en) | 1988-06-20 | 1988-06-20 | Magnetic resonance device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH024331A (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008003029A (en) * | 2006-06-26 | 2008-01-10 | Jeol Ltd | Esr apparatus |
| EP2684517A4 (en) * | 2011-09-27 | 2015-03-25 | Mrtechnology Inc | Image capture device and image capture method |
-
1988
- 1988-06-20 JP JP63150150A patent/JPH024331A/en active Pending
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008003029A (en) * | 2006-06-26 | 2008-01-10 | Jeol Ltd | Esr apparatus |
| EP2684517A4 (en) * | 2011-09-27 | 2015-03-25 | Mrtechnology Inc | Image capture device and image capture method |
| US10564235B2 (en) | 2011-09-27 | 2020-02-18 | MRTechnology, Inc. | MRI method and apparatus with synchronized clock timing from the imaging pulse sequence |
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