JPH0376136B2 - - Google Patents
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- JPH0376136B2 JPH0376136B2 JP62173843A JP17384387A JPH0376136B2 JP H0376136 B2 JPH0376136 B2 JP H0376136B2 JP 62173843 A JP62173843 A JP 62173843A JP 17384387 A JP17384387 A JP 17384387A JP H0376136 B2 JPH0376136 B2 JP H0376136B2
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- magnetic resonance
- nuclear magnetic
- signals
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- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 6
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Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、核磁気共鳴（以下、NMRと略記す
る）を利用して被検体の所望箇所を映像化する
NMRイメージング装置に関するものである。
る）を利用して被検体の所望箇所を映像化する
NMRイメージング装置に関するものである。
NMRイメージング装置では、原子核を、高周
波を照射して励起し、共鳴した原子核より放出さ
れる高周波信号（これをNMR信号という）を検
出する。高周波信号の照射、検出には通常、コイ
ルが使用され、サドル形、ソレノイド形及びそれ
らを変形した種々のコイルが考えられている。前
記照射と検出は異なる時間帯で行なうため、両者
を１つのコイルで兼用する手法も知られている。
しかし、人体を対象とするNMRイメージング装
置では、空間的に広く一様な照射と、感度が高く
SNの良い検出を実現するため、比較的大きな照
射コイルと、人体の近くに配置した比較的小さな
検出コイルとがよく用いられている。検出コイル
と同方向に照射コイルを配置すると、両者が高周
波的に結合して検出感度が低下するため、通常は
両者を直交する軸上に配置する。
波を照射して励起し、共鳴した原子核より放出さ
れる高周波信号（これをNMR信号という）を検
出する。高周波信号の照射、検出には通常、コイ
ルが使用され、サドル形、ソレノイド形及びそれ
らを変形した種々のコイルが考えられている。前
記照射と検出は異なる時間帯で行なうため、両者
を１つのコイルで兼用する手法も知られている。
しかし、人体を対象とするNMRイメージング装
置では、空間的に広く一様な照射と、感度が高く
SNの良い検出を実現するため、比較的大きな照
射コイルと、人体の近くに配置した比較的小さな
検出コイルとがよく用いられている。検出コイル
と同方向に照射コイルを配置すると、両者が高周
波的に結合して検出感度が低下するため、通常は
両者を直交する軸上に配置する。
ところで前記検出コイルは、その感度が再構成
された画像のSN比に直接影響するため、その研
究改良が多くなされている。励起されたスピン
は、小さな磁極片が同一平面上を回転しているよ
うにふるまうため、この点に着目してシー・エ
ヌ・チエン（C.N.CHEN）他は、直交した２つ
のコイル系で検出する直交コイル（Quadrature
Coil）を提案しており、（シー・エヌ・チエン
（C.N.CHEN）他、「ジエイ・オブ・マグネチツ
ク・レゾナンス（Ｊ OF MAGNETIC
RESONANCE）」53−324−327，1983参照）原
理的にはSN比が√２倍に向上するといわれてい
る。第６図は、この直交コイルの原理を示す図で
あり、ここでは説明を簡単にするため同調回路な
どは省略している。図において、１つの平面内で
回転している磁化は、コイル１とコイル２に90゜
の位相差を伴つた同一の信号を誘起する。ここ
で、コイル１とコイル２は、軸方向が直交してい
るため、互いに独立なランダムノイズを伴つて信
号が検出される。ノイズ源となり得るものは、コ
イル１，２の抵抗、被検体のコイル１，２の磁気
的結合及び電気的結合などに起因する被検体から
の等価抵抗などである。両コイル１，２の信号の
位相を位相シフタ３などで合わせて合成器４で加
算すると、信号は２倍、ノイズは√２倍となり、
結果としてSN比は√２倍に向上する。
された画像のSN比に直接影響するため、その研
究改良が多くなされている。励起されたスピン
は、小さな磁極片が同一平面上を回転しているよ
うにふるまうため、この点に着目してシー・エ
ヌ・チエン（C.N.CHEN）他は、直交した２つ
のコイル系で検出する直交コイル（Quadrature
Coil）を提案しており、（シー・エヌ・チエン
（C.N.CHEN）他、「ジエイ・オブ・マグネチツ
ク・レゾナンス（Ｊ OF MAGNETIC
RESONANCE）」53−324−327，1983参照）原
理的にはSN比が√２倍に向上するといわれてい
る。第６図は、この直交コイルの原理を示す図で
あり、ここでは説明を簡単にするため同調回路な
どは省略している。図において、１つの平面内で
回転している磁化は、コイル１とコイル２に90゜
の位相差を伴つた同一の信号を誘起する。ここ
で、コイル１とコイル２は、軸方向が直交してい
るため、互いに独立なランダムノイズを伴つて信
号が検出される。ノイズ源となり得るものは、コ
イル１，２の抵抗、被検体のコイル１，２の磁気
的結合及び電気的結合などに起因する被検体から
の等価抵抗などである。両コイル１，２の信号の
位相を位相シフタ３などで合わせて合成器４で加
算すると、信号は２倍、ノイズは√２倍となり、
結果としてSN比は√２倍に向上する。
ただしこの結果は、コイル１とコイル２の感度
が等しい場合に成立するもので、このためにはコ
イル１，２の寸法形状が等しく、さらに前記した
被検体からの等価抵抗も等しくする必要がある。
被検体からの等価抵抗は、各被検体の形状の相違
から事実上等価にはならず、実際には直交したコ
イル１，２間でアンバランスを生ずる。また第７
図に示すように、最も感度が高いといわれている
ソレノイド形のコイル５を被検体６に近接した形
状で１軸側に採用すると、それに直交した軸側で
は、事実上、同様の感度を持つコイルを設定する
ことができず、例えばサドル形のコイル７のよう
になり、両コイル５，７間のアンバランスはます
ます大きくなる。その結果、実際には両コイル
５，７のSNの比は例えば1.4〜1.8倍にも達する。
また、コイル１と２又は５と７では空間的に異な
る感度特性を持つため、広い領域に対して上記最
適条件（コイル１，２又は５，７の感度が等しい
こと）を満足することもできない。
が等しい場合に成立するもので、このためにはコ
イル１，２の寸法形状が等しく、さらに前記した
被検体からの等価抵抗も等しくする必要がある。
被検体からの等価抵抗は、各被検体の形状の相違
から事実上等価にはならず、実際には直交したコ
イル１，２間でアンバランスを生ずる。また第７
図に示すように、最も感度が高いといわれている
ソレノイド形のコイル５を被検体６に近接した形
状で１軸側に採用すると、それに直交した軸側で
は、事実上、同様の感度を持つコイルを設定する
ことができず、例えばサドル形のコイル７のよう
になり、両コイル５，７間のアンバランスはます
ます大きくなる。その結果、実際には両コイル
５，７のSNの比は例えば1.4〜1.8倍にも達する。
また、コイル１と２又は５と７では空間的に異な
る感度特性を持つため、広い領域に対して上記最
適条件（コイル１，２又は５，７の感度が等しい
こと）を満足することもできない。
従来技術では、前記アンバランスに対する配慮
が何らされておらず、最終的に得られるSN比が
低かつた。例えば、第７図においてコイル５の
SN比が80、コイル７のSN比が50のとき、両者の
信号レベルをそろえて加算すると最終的なSN比
は84.8となり、６％しか改善されなかつた。この
ため良質の画像が得られないという問題点があつ
た。
が何らされておらず、最終的に得られるSN比が
低かつた。例えば、第７図においてコイル５の
SN比が80、コイル７のSN比が50のとき、両者の
信号レベルをそろえて加算すると最終的なSN比
は84.8となり、６％しか改善されなかつた。この
ため良質の画像が得られないという問題点があつ
た。
本発明は、上述したような問題点を解消するた
めになされたもので、SN比が高く、良質の画像
が得られる核磁気共鳴イメージング装置を提供す
ることを目的とする。
めになされたもので、SN比が高く、良質の画像
が得られる核磁気共鳴イメージング装置を提供す
ることを目的とする。
上述問題点はSN比の違う情報を同一の重み付
けで加算しているところにある。そこで本発明で
は、両者の情報量の違いに応じて信号の重み付け
を行うようにしたものである。これにより、より
高いSN比が達成できる。
けで加算しているところにある。そこで本発明で
は、両者の情報量の違いに応じて信号の重み付け
を行うようにしたものである。これにより、より
高いSN比が達成できる。
第７図において、コイル５で得られる信号成分
をS1，SN比をSN1とし、コイル７でも同様にS2，
SN2とする。また絶対感度の比S2／S1をＧとし、
重み付け加算の割合いをコイル５側を１、コイル
７側をＫとすると、加算後ののSN比は、 となる。ここでSN比を最大とする条件は、 Ｋ＝１／Ｇ（SN2／SN1）2 ……(2) であり、その時のSN比SNnaxは、 SNnax＝√2 1＋2 2 ……(3) となる。
をS1，SN比をSN1とし、コイル７でも同様にS2，
SN2とする。また絶対感度の比S2／S1をＧとし、
重み付け加算の割合いをコイル５側を１、コイル
７側をＫとすると、加算後ののSN比は、 となる。ここでSN比を最大とする条件は、 Ｋ＝１／Ｇ（SN2／SN1）2 ……(2) であり、その時のSN比SNnaxは、 SNnax＝√2 1＋2 2 ……(3) となる。
前記アンバランスを考慮し、情報量の違いに着
目して上記(2)式を適用し、(3)式により加算する
と、例えばSN比を94.3に高めることができ、約
18％も改善されることになる。
目して上記(2)式を適用し、(3)式により加算する
と、例えばSN比を94.3に高めることができ、約
18％も改善されることになる。
ところで(2)式によるSN比の最適化は次の３つ
の手段により適用が可能である。最も簡便な第１
の手法は、直交コイル各々の中心付近でSN比を
計測し、その値を(2)式に用いてＫを求め、各コイ
ルの出力のゲインを、半固定アツテネータを用い
て合わせる手法である。この手法は装置のコスト
増加を伴わず、実質的にSN比を向上できる。
の手段により適用が可能である。最も簡便な第１
の手法は、直交コイル各々の中心付近でSN比を
計測し、その値を(2)式に用いてＫを求め、各コイ
ルの出力のゲインを、半固定アツテネータを用い
て合わせる手法である。この手法は装置のコスト
増加を伴わず、実質的にSN比を向上できる。
第２の手法は、各コイルの空間的な感度分布に
よりSN比のマツピングを計測しておき、得よう
としている画像の関心領域でＫを求め、各コイル
の出力を、可変アツテネータにより最適化して計
測する手法である。この手法は装置のコスト増加
が少なく、核磁気共鳴イメージング装置に独特の
マルチスライス計測に適用できる。
よりSN比のマツピングを計測しておき、得よう
としている画像の関心領域でＫを求め、各コイル
の出力を、可変アツテネータにより最適化して計
測する手法である。この手法は装置のコスト増加
が少なく、核磁気共鳴イメージング装置に独特の
マルチスライス計測に適用できる。
第３の手法は、第２の手法を同様のSN比のマ
ツピングにより、さらに(2)式によるＫのマツプ
（Ｋマツプ）を求めておき、各コイルの信号を
別々に取り扱つてそれぞれの画像を求め、２つの
画像をＫマツプに従つて画素ごと、あるいは局所
の画素集合ごとに合成する手法である。この手法
はコストが増加するが、全ての領域でSN比を最
高に保つことができる。
ツピングにより、さらに(2)式によるＫのマツプ
（Ｋマツプ）を求めておき、各コイルの信号を
別々に取り扱つてそれぞれの画像を求め、２つの
画像をＫマツプに従つて画素ごと、あるいは局所
の画素集合ごとに合成する手法である。この手法
はコストが増加するが、全ての領域でSN比を最
高に保つことができる。
各コイルの出力のSN比によつてそれらの出力
に対してアツテネータで重み付けをし、位相シフ
タで位相差を補正して加算し、又は各出力による
画像の各SN比に応じて各出力に対して重み付け
加算すれば、最終的なSN比は高められ、良質の
画像が得られる。
に対してアツテネータで重み付けをし、位相シフ
タで位相差を補正して加算し、又は各出力による
画像の各SN比に応じて各出力に対して重み付け
加算すれば、最終的なSN比は高められ、良質の
画像が得られる。
以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて詳
細に説明する。
細に説明する。
第１図は本発明に係る核磁気共鳴イメージング
装置の全体構成例を示すブロツク図である。この
核磁気共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴
（NMR）現象を利用して被検体６の断層画像を
得るもので、静磁場発生磁石１０と、中央処理装
置（以下、CPUという）１１と、シーケンサ１
２と、送信系１３と、磁場勾配発生系１４と、受
信系１５と信号処理系１６とからなる。上記静磁
場発生磁石１０は、被検体６の周りにその体軸方
向または体軸と直交する方向に強く均一な静磁場
を発生させるもので、上記被検体６の周りのある
広がりをもつた空間に永久磁石方式又は常電導方
式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置され
ている。上記シーケンサ１２は、CPU１１の制
御で動作し、被検体６の断層画像のデータ収集に
必要な種々の命令を送信系１３及び磁場勾配発生
系１４並びに受信系１５に送るものである。上記
送信系１３は、高周波発振器１７と変調器１８と
高周波増幅器１９と送信側の高周波コイル２０ａ
とからなり、上記高周波発振器１７から出力され
た高周波パルスをシーケンサ１２の命令に従つて
変調器１８で振幅変調し、この振幅変調された高
周波パルスを高周波増幅器１９で増幅した後に被
検体６に近接して配置された高周波コイル２０ａ
に供給することにより、電磁波が上記被検体６に
照射されるようになつている。上記磁場勾配発生
系１４は、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜
磁場コイル２１と、それぞれのコイルを駆動する
傾斜磁場電源２２とからなり、上記シーケンサ１
２からの命令に従つてそれぞれのコイルの傾斜磁
場電源２２を駆動すことにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの三
軸方向の傾斜磁場Gx，Gy，Gzを被検体６に印加
するようになつている。この傾斜磁場の加え方に
より、被検体６に対するスライス面を設定するこ
とができる。上記受信系１５は、受信側の高周波
コイル２０ｂと増幅器２３と直交位相検波器２４
とＡ／Ｄ変換器２５とからなり、上記送信側の高
周波コイル２０ａから照射された電磁波による被
検体６の応答の電磁波（NMR信号）は被検体６
に近接して配置された高周波コイル２０ｂで検出
され、増幅器２３及び直交位相検波器２４を介し
てＡ／Ｄ変換器２５に入力してデジタル量に変換
され、さらにシーケンサ１２からの命令によるタ
イミングで直交位相検波器２４によりサンプリン
グされた二系列の収集データとされ、その信号が
信号処理系１６に送られるようになつている。こ
の信号処理系１６は、CPU１１と、磁気デイス
ク２６及び磁気テープ２７等の記録装置と、
CRT等のデイスプレイ２８とからなり、上記
CPU１１でフーリエ変換、補正係数計算像再構
成等の処理を行い、任意断面の信号強度分布ある
いは複数の信号に適当な演算を行つて得られた分
布を画像化してデイスプレイ２８に表示するよう
になつている。なお、第１図において、送信側及
び受信側の高周波コイル２０ａ，２０ｂと傾斜磁
場コイル２１は、被検体１の周の空間に配置され
た静磁場発生磁石１０の磁場空間内に配置されて
いる。
装置の全体構成例を示すブロツク図である。この
核磁気共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴
（NMR）現象を利用して被検体６の断層画像を
得るもので、静磁場発生磁石１０と、中央処理装
置（以下、CPUという）１１と、シーケンサ１
２と、送信系１３と、磁場勾配発生系１４と、受
信系１５と信号処理系１６とからなる。上記静磁
場発生磁石１０は、被検体６の周りにその体軸方
向または体軸と直交する方向に強く均一な静磁場
を発生させるもので、上記被検体６の周りのある
広がりをもつた空間に永久磁石方式又は常電導方
式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置され
ている。上記シーケンサ１２は、CPU１１の制
御で動作し、被検体６の断層画像のデータ収集に
必要な種々の命令を送信系１３及び磁場勾配発生
系１４並びに受信系１５に送るものである。上記
送信系１３は、高周波発振器１７と変調器１８と
高周波増幅器１９と送信側の高周波コイル２０ａ
とからなり、上記高周波発振器１７から出力され
た高周波パルスをシーケンサ１２の命令に従つて
変調器１８で振幅変調し、この振幅変調された高
周波パルスを高周波増幅器１９で増幅した後に被
検体６に近接して配置された高周波コイル２０ａ
に供給することにより、電磁波が上記被検体６に
照射されるようになつている。上記磁場勾配発生
系１４は、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜
磁場コイル２１と、それぞれのコイルを駆動する
傾斜磁場電源２２とからなり、上記シーケンサ１
２からの命令に従つてそれぞれのコイルの傾斜磁
場電源２２を駆動すことにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの三
軸方向の傾斜磁場Gx，Gy，Gzを被検体６に印加
するようになつている。この傾斜磁場の加え方に
より、被検体６に対するスライス面を設定するこ
とができる。上記受信系１５は、受信側の高周波
コイル２０ｂと増幅器２３と直交位相検波器２４
とＡ／Ｄ変換器２５とからなり、上記送信側の高
周波コイル２０ａから照射された電磁波による被
検体６の応答の電磁波（NMR信号）は被検体６
に近接して配置された高周波コイル２０ｂで検出
され、増幅器２３及び直交位相検波器２４を介し
てＡ／Ｄ変換器２５に入力してデジタル量に変換
され、さらにシーケンサ１２からの命令によるタ
イミングで直交位相検波器２４によりサンプリン
グされた二系列の収集データとされ、その信号が
信号処理系１６に送られるようになつている。こ
の信号処理系１６は、CPU１１と、磁気デイス
ク２６及び磁気テープ２７等の記録装置と、
CRT等のデイスプレイ２８とからなり、上記
CPU１１でフーリエ変換、補正係数計算像再構
成等の処理を行い、任意断面の信号強度分布ある
いは複数の信号に適当な演算を行つて得られた分
布を画像化してデイスプレイ２８に表示するよう
になつている。なお、第１図において、送信側及
び受信側の高周波コイル２０ａ，２０ｂと傾斜磁
場コイル２１は、被検体１の周の空間に配置され
た静磁場発生磁石１０の磁場空間内に配置されて
いる。
ここで、本発明に係る高周波コイル２０ｂは第
７図で示したような直交コイル５，７である。ま
た前記したように、照射用の高周波コイル２０ａ
を１軸側の受信コイルとして兼用し、それに直交
した受信専用のコイルを設けて直交コイル５，７
を構成してもよい。さらに、第７図のコイル５及
びコイル７の両者とも照射と受信を兼ねて使用し
てもよい。いずれの場合でも直交した２つのコイ
ル５，７から信号を取り出すことが重要である。
７図で示したような直交コイル５，７である。ま
た前記したように、照射用の高周波コイル２０ａ
を１軸側の受信コイルとして兼用し、それに直交
した受信専用のコイルを設けて直交コイル５，７
を構成してもよい。さらに、第７図のコイル５及
びコイル７の両者とも照射と受信を兼ねて使用し
てもよい。いずれの場合でも直交した２つのコイ
ル５，７から信号を取り出すことが重要である。
第２図は前記した本発明の第１の手法を用いた
実施例であり、入力３０，３１に共鳴周波数に同
調を取つた直交コイル５，７の出力を接続する。
それぞれの信号をプリアンプ３２，３３により増
幅し、プリアンプ３３の出力は半固定アツテネー
タ３４及び両出力の位相を同相にするための位相
シフタ３５を通した後に加算器３６で加算し、出
力３７に出力する。半固定アツテネータ３４は、
あらかじめ基準とする物体（図示せず）を計測し
た時の各出力のSN比及び絶対感度比Ｇにより前
記(2)式を用いて求めた値に設定しておく。本発明
の意図することは(2)式で得た相対的な感度バラン
スに調整することにあるので、第２図例示の構成
を変形しても同様のことが実施可能である。例え
ば、回路部３３〜３５の配列順序を変えたり、回
路部３３と３４を一体化した可変ゲインのアンプ
を用いたり、各コイル５，７の同調後のインピー
ダンを変えて合成することなどである。いずれの
方式でも本実施例によれば、画質上最も重要な中
心付近でのSN比を向上させることができる。
実施例であり、入力３０，３１に共鳴周波数に同
調を取つた直交コイル５，７の出力を接続する。
それぞれの信号をプリアンプ３２，３３により増
幅し、プリアンプ３３の出力は半固定アツテネー
タ３４及び両出力の位相を同相にするための位相
シフタ３５を通した後に加算器３６で加算し、出
力３７に出力する。半固定アツテネータ３４は、
あらかじめ基準とする物体（図示せず）を計測し
た時の各出力のSN比及び絶対感度比Ｇにより前
記(2)式を用いて求めた値に設定しておく。本発明
の意図することは(2)式で得た相対的な感度バラン
スに調整することにあるので、第２図例示の構成
を変形しても同様のことが実施可能である。例え
ば、回路部３３〜３５の配列順序を変えたり、回
路部３３と３４を一体化した可変ゲインのアンプ
を用いたり、各コイル５，７の同調後のインピー
ダンを変えて合成することなどである。いずれの
方式でも本実施例によれば、画質上最も重要な中
心付近でのSN比を向上させることができる。
第３図は前記した本発明の第２の手法を用いた
実施例である。第２図の半固定アツテネータ３４
を可変アツテネータ３８とし、対象とする空間的
位置に対応した最適なＫの値になるようにCPU
１１で制御する。このCPU１１は前記シーケン
サ１２で代用してもよい。本実施例によれば、対
象とする空間的位置で最良のSN比が得られる。
実施例である。第２図の半固定アツテネータ３４
を可変アツテネータ３８とし、対象とする空間的
位置に対応した最適なＫの値になるようにCPU
１１で制御する。このCPU１１は前記シーケン
サ１２で代用してもよい。本実施例によれば、対
象とする空間的位置で最良のSN比が得られる。
第４図は前記した本発明の第３の手法を用いた
実施例である。第１図で示した全体構成のうち受
信系１５を直交したコイル５及びコイル７に対応
して２系統設け、それぞれの出力による２枚の画
像をCPU１１により演算する。得られた画像を
前記したＫマツプに従つて合成し、最終的に１枚
の画像とする。第５図はこの時の演算手順を示し
ており、得られた画像Ａ（ｉ，ｊ）にＫマツプＫ
（ｉ，ｊ）を乗じ、得られた画像Ｂ（ｉ，ｊ）を加
算することにより、最終画像Ｉ（ｉ，ｊ）を得る。
Ｋマツプは３次元上の全ての画素について求めて
おいてもよいし、点数を減じた３次元の代表点を
用意しておき代表点の間の画素は補間演算により
求めてもよい。本実施例によれば、対象となる全
ての点でSN比を最良に保つことができる。
実施例である。第１図で示した全体構成のうち受
信系１５を直交したコイル５及びコイル７に対応
して２系統設け、それぞれの出力による２枚の画
像をCPU１１により演算する。得られた画像を
前記したＫマツプに従つて合成し、最終的に１枚
の画像とする。第５図はこの時の演算手順を示し
ており、得られた画像Ａ（ｉ，ｊ）にＫマツプＫ
（ｉ，ｊ）を乗じ、得られた画像Ｂ（ｉ，ｊ）を加
算することにより、最終画像Ｉ（ｉ，ｊ）を得る。
Ｋマツプは３次元上の全ての画素について求めて
おいてもよいし、点数を減じた３次元の代表点を
用意しておき代表点の間の画素は補間演算により
求めてもよい。本実施例によれば、対象となる全
ての点でSN比を最良に保つことができる。
以上述べたように本発明は、NMR信号を、直
交する２つの軸上で各々検出する検出手段（直交
コイル）間に生じる特性上のアンバランスを配慮
し、NMR信号に対して重み付けを行つたので
SN比を高めることができ、良質の画像が得られ
るという効果がある。
交する２つの軸上で各々検出する検出手段（直交
コイル）間に生じる特性上のアンバランスを配慮
し、NMR信号に対して重み付けを行つたので
SN比を高めることができ、良質の画像が得られ
るという効果がある。
第１図は本発明装置の全体構成例を示すブロツ
ク図、第２図〜第４図は同装置の要部構成例を示
すブロツク図、第５図は第４図に示す構成におけ
る演算手段を説明するための図、第６図はNMR
イメージング装置のNMR信号検出に用いられる
直交コイルの原理図、第７図は同コイルの具体例
を示す斜視図である。 ５，７…直交コイル、６…被検体、１０…静磁
場発生磁石、１１…中央処理装置（CPU）、１３
…送信系、１４…磁場勾配発生系、１５…受信
系、１６…信号処理系、２０ｂ…高周波コイル
（NMR信号検出手段）、３４，３８…アツテネー
タ、３５…位相シフタ、３６…加算器。
ク図、第２図〜第４図は同装置の要部構成例を示
すブロツク図、第５図は第４図に示す構成におけ
る演算手段を説明するための図、第６図はNMR
イメージング装置のNMR信号検出に用いられる
直交コイルの原理図、第７図は同コイルの具体例
を示す斜視図である。 ５，７…直交コイル、６…被検体、１０…静磁
場発生磁石、１１…中央処理装置（CPU）、１３
…送信系、１４…磁場勾配発生系、１５…受信
系、１６…信号処理系、２０ｂ…高周波コイル
（NMR信号検出手段）、３４，３８…アツテネー
タ、３５…位相シフタ、３６…加算器。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 被検体に静磁場及び傾斜磁場を与える手段
と、前記被検体の組織を構成する原子の原子核に
核磁気共鳴を起こさせるために高周波を与える手
段と、前記核磁気共鳴による信号を直交する２つ
の軸上で各々検出する各磁気共鳴信号検出手段
と、前記核磁気共鳴信号を用いて画像再構成演算
を行なう演算手段とを備えてなる核磁気共鳴イメ
ージング装置において、前記信号検出手段で検出
された２つの核磁気共鳴信号のSN比に応じてそ
れら２つの核磁気共鳴信号に対して重み付けを行
なうアツテネータと、前記２つの核磁気共鳴信号
の位相差を補正する位相シフタと、前記重み付け
及び位相差補正された２つの核磁気共鳴信号を加
算する加算手段とを具備することを特徴とする核
磁気共鳴イメージング装置。 ２ 被検体に静磁場及び傾斜磁場を与える手段
と、前記被検体の組織を構成する原子の原子核に
核磁気共鳴を起こさせるために高周波を与える手
段と、前記核磁気共鳴による信号を直交する２つ
の軸上で各々検出する核磁気共鳴信号検出手段
と、前記核磁気共鳴信号を用いて画像再構成演算
を行なう演算手段とを備えてなる核磁気共鳴イメ
ージング装置において、前記信号検出手段で検出
された２つの核磁気共鳴信号のそれぞれについて
画像を求め、得られた画像の画素の部分集合の各
SN比に応じて重み付け加算を行なう手段を具備
することを特徴とする核磁気共鳴イメージング装
置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62173843A JPS6417636A (en) | 1987-07-14 | 1987-07-14 | Nuclear magnetic resonance imaging apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62173843A JPS6417636A (en) | 1987-07-14 | 1987-07-14 | Nuclear magnetic resonance imaging apparatus |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4294314A Division JPH0649033B2 (ja) | 1992-11-02 | 1992-11-02 | 核磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6417636A JPS6417636A (en) | 1989-01-20 |
| JPH0376136B2 true JPH0376136B2 (ja) | 1991-12-04 |
Family
ID=15968190
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62173843A Granted JPS6417636A (en) | 1987-07-14 | 1987-07-14 | Nuclear magnetic resonance imaging apparatus |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6417636A (ja) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH02111406U (ja) * | 1989-02-27 | 1990-09-06 | ||
| JP2680235B2 (ja) * | 1991-11-26 | 1997-11-19 | 株式会社日立製作所 | 核磁気共鳴装置用プローブ |
| US5379767A (en) * | 1992-09-02 | 1995-01-10 | The Regents Of The University Of California | MRI RF coil using zero-pitch solenoidal winding |
| JP2013003006A (ja) * | 2011-06-17 | 2013-01-07 | Kanazawa Inst Of Technology | クアドラチャー・コイル装置および磁気共鳴分析装置 |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS58193442A (ja) * | 1982-05-07 | 1983-11-11 | Hitachi Ltd | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
| JPS60376A (ja) * | 1983-06-15 | 1985-01-05 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 核磁気共鳴イメ−ジング装置におけるｒｆコイル装置 |
| JPS62128105A (ja) * | 1985-11-18 | 1987-06-10 | シ−メンス、アクチエンゲゼルシヤフト | 核磁気共鳴検査用表面コイル |
-
1987
- 1987-07-14 JP JP62173843A patent/JPS6417636A/ja active Granted
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS58193442A (ja) * | 1982-05-07 | 1983-11-11 | Hitachi Ltd | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
| JPS60376A (ja) * | 1983-06-15 | 1985-01-05 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 核磁気共鳴イメ−ジング装置におけるｒｆコイル装置 |
| JPS62128105A (ja) * | 1985-11-18 | 1987-06-10 | シ−メンス、アクチエンゲゼルシヤフト | 核磁気共鳴検査用表面コイル |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6417636A (en) | 1989-01-20 |
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