JPS60165951A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
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- JPS60165951A JPS60165951A JP59023084A JP2308484A JPS60165951A JP S60165951 A JPS60165951 A JP S60165951A JP 59023084 A JP59023084 A JP 59023084A JP 2308484 A JP2308484 A JP 2308484A JP S60165951 A JPS60165951 A JP S60165951A
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- JP
- Japan
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- magnetic resonance
- nuclear magnetic
- gain
- nuclear
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- Prior art date
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-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/36—Electrical details, e.g. matching or coupling of the coil to the receiver
- G01R33/3621—NMR receivers or demodulators, e.g. preamplifiers, means for frequency modulation of the MR signal using a digital down converter, means for analog to digital conversion [ADC] or for filtering or processing of the MR signal such as bandpass filtering, resampling, decimation or interpolation
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/58—Calibration of imaging systems, e.g. using test probes, Phantoms; Calibration objects or fiducial markers such as active or passive RF coils surrounding an MR active material
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- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- 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
【発明の詳細な説明】
[発明の技術分野]
本発明は、核磁気共鳴(N M R: nuclear
a+agnet+c resonance 〜以下、r
NMRJと称する)現象を用いて被検体の特定断面にお
ける特定原子核スピンの密度分布に基づく情報をいわゆ
るコンピュータ断層法(CT : computedt
o+nography )によりCT像(C0ff1p
Uted tomogram )として画像化して診断
に供する診断用N M R映像装置に関するものである
。
a+agnet+c resonance 〜以下、r
NMRJと称する)現象を用いて被検体の特定断面にお
ける特定原子核スピンの密度分布に基づく情報をいわゆ
るコンピュータ断層法(CT : computedt
o+nography )によりCT像(C0ff1p
Uted tomogram )として画像化して診断
に供する診断用N M R映像装置に関するものである
。
[発明の技術的背景]
この種の診断用NMR映像装置はN M R−CT装置
等と称されているが、被検体の特定位置における断層像
を得るために、第1図に示すように被検体Pに対して図
示Z軸方向に沿う非常に均一な静磁場HOを作用させ、
さらに一対の傾斜磁場コイルIA、1Bにより上記静磁
JjJHoに線形磁場勾配Gzを付・加する。静磁場)
1oに対して特定原子核は次式で示される角周波数ω0
で共鳴する。
等と称されているが、被検体の特定位置における断層像
を得るために、第1図に示すように被検体Pに対して図
示Z軸方向に沿う非常に均一な静磁場HOを作用させ、
さらに一対の傾斜磁場コイルIA、1Bにより上記静磁
JjJHoに線形磁場勾配Gzを付・加する。静磁場)
1oに対して特定原子核は次式で示される角周波数ω0
で共鳴する。
ωO=γHo ・・・ (1)
この(1)式においてγは磁気回転比であり、原子核の
種類に固有のものである。
種類に固有のものである。
そこで、さらに特定原子核のみ共鳴させる角周波数ω0
の回転磁場H1を一対の送信コイル2A。
の回転磁場H1を一対の送信コイル2A。
2Bを介して被検体Pに作用させる。このようにすると
、上記線形磁場勾配GzによりZ軸方向について選択設
定される図示x−y平面部分についてのみ選択的に作用
し、断層像を得る特定のスライス部分S<平面状の部分
であるが現実にはある厚みを持つ)のみにNMR現象が
生ずる。このNM R現象は一対の受信コイル3△、3
Bを介して自由誘導減衰(F l [) : free
1nductiondecay )信号(以下、rF
IDJ信号と称する)として観測され、この信号をフー
リエ変換することにより、特定原子核スピンの回転角周
波数についての単一のスペクトルが得られる。断ii像
をCT像として得るためには、スライス部分SのX−y
平面内の多方向についての投影像が必要である。
、上記線形磁場勾配GzによりZ軸方向について選択設
定される図示x−y平面部分についてのみ選択的に作用
し、断層像を得る特定のスライス部分S<平面状の部分
であるが現実にはある厚みを持つ)のみにNMR現象が
生ずる。このNM R現象は一対の受信コイル3△、3
Bを介して自由誘導減衰(F l [) : free
1nductiondecay )信号(以下、rF
IDJ信号と称する)として観測され、この信号をフー
リエ変換することにより、特定原子核スピンの回転角周
波数についての単一のスペクトルが得られる。断ii像
をCT像として得るためには、スライス部分SのX−y
平面内の多方向についての投影像が必要である。
そのため、スライス部分Sを励起してNMR現象を生じ
させた後、第2図に示すように磁IHoにX′軸方向(
X軸よりθなる角度回転した座標系)に直線的な磁場の
傾斜を持つ線形磁場勾配Gxyを(図示していないコイ
ル等により)作用させると、被検体Pのスライス部分S
における等磁場線Eは直線となり、この等磁場線E上の
特定原子核スピンの回転角周波数は上記(1)式であら
れされる。
させた後、第2図に示すように磁IHoにX′軸方向(
X軸よりθなる角度回転した座標系)に直線的な磁場の
傾斜を持つ線形磁場勾配Gxyを(図示していないコイ
ル等により)作用させると、被検体Pのスライス部分S
における等磁場線Eは直線となり、この等磁場線E上の
特定原子核スピンの回転角周波数は上記(1)式であら
れされる。
ここで、説明の便宜上等磁場線EをE1〜Enとし、こ
れら各等!i場線E1〜Eo上の磁場により一種のF■
0信号である信号D1〜Dnをそれぞれ生ずると考える
。信号D1〜Dnの振幅はそれぞれスライス部分Sを貴
く等1場IEI−En上の特定原子核スピン密度に比例
することになる。
れら各等!i場線E1〜Eo上の磁場により一種のF■
0信号である信号D1〜Dnをそれぞれ生ずると考える
。信号D1〜Dnの振幅はそれぞれスライス部分Sを貴
く等1場IEI−En上の特定原子核スピン密度に比例
することになる。
ところが、実際に観測されるFID信号は信号D1〜Q
nをすべて加え合わせた合成FID信号FIDとなる。
nをすべて加え合わせた合成FID信号FIDとなる。
そこで、この合成FID信号Fl−Dをフーリエ変換ス
ることによってスライ・ス部分SのX−軸への投影情報
(−次元1りPDを得る。
ることによってスライ・ス部分SのX−軸への投影情報
(−次元1りPDを得る。
コ(7) X−軸をx−y平面内で回転させ(この磁場
勾配Gxyの回転は例えば2対の傾斜磁場コイルによる
x、y各方向についての磁場勾配GX 、 Gyの合成
磁場として磁場勾配Gxyをつくり、上記磁場勾配GX
、 ciyの合成比を変化させることによって?テな
う)ることにより、上述と同様にしてX−y平面内の各
方向への投影情報が得られ、これらの情報に基づいてC
T像を合成することができる。
勾配Gxyの回転は例えば2対の傾斜磁場コイルによる
x、y各方向についての磁場勾配GX 、 Gyの合成
磁場として磁場勾配Gxyをつくり、上記磁場勾配GX
、 ciyの合成比を変化させることによって?テな
う)ることにより、上述と同様にしてX−y平面内の各
方向への投影情報が得られ、これらの情報に基づいてC
T像を合成することができる。
ところで、第1図に示した受信コイル3A、3B間に被
検体Pが入った時には、この種のコイルの特性として当
然のことであるが、受信コイル3A、3BのQ (qu
ality factor )が変化する。
検体Pが入った時には、この種のコイルの特性として当
然のことであるが、受信コイル3A、3BのQ (qu
ality factor )が変化する。
このQの変化は、被検体Pの相違、すなわち被検体Pが
大人か子供か、太っているが痩せているが、男性か女性
か、その細体型や身体の大小等の個体差によって変動す
るため、結果的には受信系のゲインが変化したのと等価
になってしまう。
大人か子供か、太っているが痩せているが、男性か女性
か、その細体型や身体の大小等の個体差によって変動す
るため、結果的には受信系のゲインが変化したのと等価
になってしまう。
したがって、このようなQの変動が生i、;ると、特定
原子核例えば水素原子核密度が同一の場合にも、その画
像上での値が被検体Pによって異なった値となってしま
い、定量的評価ができないのが現状である。
原子核例えば水素原子核密度が同一の場合にも、その画
像上での値が被検体Pによって異なった値となってしま
い、定量的評価ができないのが現状である。
[発明の目的]
本発明の目的とするところは、被検体の相違にかかわら
ず常に最適な受信系のゲインを得ることを可能とし、相
対的な1^報でなく絶対的な特定原子核密度等の情報の
11られる診断用NMR映像装置を提供することにある
。
ず常に最適な受信系のゲインを得ることを可能とし、相
対的な1^報でなく絶対的な特定原子核密度等の情報の
11られる診断用NMR映像装置を提供することにある
。
[発明の概要]
本発明は、密度分布像の撮像領域内に配設され特定原子
核を含む物質からなるモニタ用サンプルと、このモニタ
用サンプルについての投影情報の強度をめる検出手段と
、この検出手段の検出結果に応じて核磁気共鳴信号受信
処理系の実質的なゲインを調整するゲイン調整手段とを
備えたことを特徴としている。
核を含む物質からなるモニタ用サンプルと、このモニタ
用サンプルについての投影情報の強度をめる検出手段と
、この検出手段の検出結果に応じて核磁気共鳴信号受信
処理系の実質的なゲインを調整するゲイン調整手段とを
備えたことを特徴としている。
[発明の実施例コ
第3図〜第6図は本発明の一実施例を説明するためのも
のである。
のである。
第3図は寝台4上に被検体Pが寝ている(横臥している
)状態を示しており、この場合、被検体Pの胴体部を支
持する天板5の例えば被検体上半身にほぼ対応する部分
の背面部および頭部を支持するヘッドレスト6の背面部
にそれぞれモニタ用サンプルS1およびS2が設けられ
ている。このモニタ用サンプル3.1 、32は受信系
のゲインを最適に調整するための基準情報を与えるもの
で、被検体Pの測定対象原子核と同一周波数のNMR信
号を放出する核スピン系を含む物質すなわち通常は上記
対象原子核を含み且つその密度が既知の安定な値である
ものを用いる。例えば対象原子核が水素原子核である場
合、モニタ用サンプルS1゜S2としては、水、ゴム等
を用いることができる。
)状態を示しており、この場合、被検体Pの胴体部を支
持する天板5の例えば被検体上半身にほぼ対応する部分
の背面部および頭部を支持するヘッドレスト6の背面部
にそれぞれモニタ用サンプルS1およびS2が設けられ
ている。このモニタ用サンプル3.1 、32は受信系
のゲインを最適に調整するための基準情報を与えるもの
で、被検体Pの測定対象原子核と同一周波数のNMR信
号を放出する核スピン系を含む物質すなわち通常は上記
対象原子核を含み且つその密度が既知の安定な値である
ものを用いる。例えば対象原子核が水素原子核である場
合、モニタ用サンプルS1゜S2としては、水、ゴム等
を用いることができる。
第4図は、第3図を図示2方向から見た図である。
また、第3図に示すAl−A2線に沿う断面を第5図(
a)に、そして同断面の図示y方向についての投影デー
タ(プロジェクションデータル上述したF、 I O信
@FIDをフーリエ変換して得られる)を第5図(b)
にそれぞれ示している。
a)に、そして同断面の図示y方向についての投影デー
タ(プロジェクションデータル上述したF、 I O信
@FIDをフーリエ変換して得られる)を第5図(b)
にそれぞれ示している。
この第5図より、投影データは2つの成分から構成され
ていることがわかる。寸なわら、PDlは被検体Pによ
る投影データであり、PD2はモニタ用サンプルS2に
よる投影データである。このように、モニタ用サンプル
を被検体内あるいは被検体の凹所等に挿入配置しないか
ぎり、投影データから被検体とモニタ用サンプルを位置
(投影データ上では各周波数ωに対応する)により弁別
可能となる投影角度が必ず存在する。すなわち、第3図
、第4図のように天板5やヘッドレスト6の背後部分に
モニタ用サンプルを配置した場合、通常は図示y−z平
面に平行な方向の投影によりモニタ用サンプルの投影デ
ータを位置(投影データ角周波数)により弁別できる。
ていることがわかる。寸なわら、PDlは被検体Pによ
る投影データであり、PD2はモニタ用サンプルS2に
よる投影データである。このように、モニタ用サンプル
を被検体内あるいは被検体の凹所等に挿入配置しないか
ぎり、投影データから被検体とモニタ用サンプルを位置
(投影データ上では各周波数ωに対応する)により弁別
可能となる投影角度が必ず存在する。すなわち、第3図
、第4図のように天板5やヘッドレスト6の背後部分に
モニタ用サンプルを配置した場合、通常は図示y−z平
面に平行な方向の投影によりモニタ用サンプルの投影デ
ータを位置(投影データ角周波数)により弁別できる。
第6図は本実施例における受信処理系の構成の概略を模
式的に示すものである。
式的に示すものである。
すなわち、上記被検体Pとモニタ用サンプルS2のN
M R信号(FID信号)はプローブヘッド7(第1図
における受信コイル3A、3Bに相当する)で検出され
、このプローブヘッド7と同調コンデンサ8等で構成さ
れる同調回路および後段の増幅器9で増幅された後、検
波回路10で検波およびフィルタリングされ、さらにA
/Dコンバータ(アナログ−ディジタル変換器)11を
経て、コンピュータ12へ入力される。ディジタル化さ
れた上記NMR信号は、このコンピュータ12で離散フ
ーリエ変換すなわち一般的にはFFT(高速フーリエ変
換)が施されて投影データに変換され、そして通常のR
像に際しては、多方向について収集された投影データを
もとに画像再構成等の処理を行なって表示等に供する。
M R信号(FID信号)はプローブヘッド7(第1図
における受信コイル3A、3Bに相当する)で検出され
、このプローブヘッド7と同調コンデンサ8等で構成さ
れる同調回路および後段の増幅器9で増幅された後、検
波回路10で検波およびフィルタリングされ、さらにA
/Dコンバータ(アナログ−ディジタル変換器)11を
経て、コンピュータ12へ入力される。ディジタル化さ
れた上記NMR信号は、このコンピュータ12で離散フ
ーリエ変換すなわち一般的にはFFT(高速フーリエ変
換)が施されて投影データに変換され、そして通常のR
像に際しては、多方向について収集された投影データを
もとに画像再構成等の処理を行なって表示等に供する。
し′かし単純にこのような処理を行なったのでは、さき
に述べたように、被検体Pの個体差によりプローブヘッ
ド7のQの値が変化するため、同調回路(7,8)の増
幅度が変化してしまい、投影データの強度が変化して、
最終的に得られる画像による定量的な診断ができなくな
る。ところが、本実施例では、被検体Pの個体差により
プローブヘッド7と同調コンデンサ8からなる同調回路
の増幅度が変化した場合、それに対応して(上記Al−
A2線に沿う断面の撮像では)モニタ用サンプルS2の
投影データPD2の強度が変化する。このモニタ用サン
プルS2の投影データPD2は被検体Pの投影データP
DIとは上述のように角周波数にJ:り容易に分離でき
る。この投影データPD20強疫が、本来のモニタ用サ
ンプルS2に対応する適正な強度に合わせて予め定めた
設定値に対して変化すると、これをコンピュータ12で
検出して受信系にフィードバックする。すなわち、この
場合例えば受信系の増幅器9を可変利得増幅器として構
成しておき、この増幅器9の利得をコンピュータ12よ
り上記投影データPD2の強度の上記設定値に対する偏
差に応じて制御し、該偏差が零すなわち上記投影データ
PD2の強度が上記設定値に等しくなるように調整する
。
に述べたように、被検体Pの個体差によりプローブヘッ
ド7のQの値が変化するため、同調回路(7,8)の増
幅度が変化してしまい、投影データの強度が変化して、
最終的に得られる画像による定量的な診断ができなくな
る。ところが、本実施例では、被検体Pの個体差により
プローブヘッド7と同調コンデンサ8からなる同調回路
の増幅度が変化した場合、それに対応して(上記Al−
A2線に沿う断面の撮像では)モニタ用サンプルS2の
投影データPD2の強度が変化する。このモニタ用サン
プルS2の投影データPD2は被検体Pの投影データP
DIとは上述のように角周波数にJ:り容易に分離でき
る。この投影データPD20強疫が、本来のモニタ用サ
ンプルS2に対応する適正な強度に合わせて予め定めた
設定値に対して変化すると、これをコンピュータ12で
検出して受信系にフィードバックする。すなわち、この
場合例えば受信系の増幅器9を可変利得増幅器として構
成しておき、この増幅器9の利得をコンピュータ12よ
り上記投影データPD2の強度の上記設定値に対する偏
差に応じて制御し、該偏差が零すなわち上記投影データ
PD2の強度が上記設定値に等しくなるように調整する
。
この調整制御は、通常の場合、本来の撮像に先立って1
投影(プロジェクション)カ行なえばよく、さらに必要
があれば一連の複数枚の・撮像の途中において撮像を短
詩間中断して行なってもよい。
投影(プロジェクション)カ行なえばよく、さらに必要
があれば一連の複数枚の・撮像の途中において撮像を短
詩間中断して行なってもよい。
13は表示部を備えたシステム操作用の操作コンソール
であり、コンピュータ12を介してシステムの操作を行
なうとともにコンピュータ12の出力による画像等の表
示を行なう。
であり、コンピュータ12を介してシステムの操作を行
なうとともにコンピュータ12の出力による画像等の表
示を行なう。
上述したように、モニタ用サンプルS2の投影データP
D2を被検体Pの個体差によらず一定することにより、
たとえ異なる被検体Pであっても同一の部位からのNM
R信号はNMR画像上で等しい値を与えることになり、
絶対的な画像データとしてのNMR画像情報を得ること
ができる。
D2を被検体Pの個体差によらず一定することにより、
たとえ異なる被検体Pであっても同一の部位からのNM
R信号はNMR画像上で等しい値を与えることになり、
絶対的な画像データとしてのNMR画像情報を得ること
ができる。
このように、モニタ用サンプルに対して常に適正な受信
系ゲインでの撮像が行なえ、相対的な情報でなく絶対的
な情報からなるNMR画像情報が得られるので、臨床的
にNMR画像情報の定量的評価を行なうことが可能とな
る。
系ゲインでの撮像が行なえ、相対的な情報でなく絶対的
な情報からなるNMR画像情報が得られるので、臨床的
にNMR画像情報の定量的評価を行なうことが可能とな
る。
なお、本発明は上述し且つ図面に示す実施例にのみ限定
されることなく、その要旨を変更しない範囲内で種々変
形して実施することができる。
されることなく、その要旨を変更しない範囲内で種々変
形して実施することができる。
例えば、上記実施例においては、モニタ用サンプルの投
影データに応じて受信処理系のゲインを調整するのに、
同調回路で受信されたNMR信号を増幅する増幅器9の
利得を可変制御するようにしたが、受信系の他の部分す
なわち検波回路10の検波感度(検波利得)を変化させ
てもよく、またA/Dコンバータ11の変換利q*<m
子化ステップの大きさすなわちディジタル値の重み付け
)を変化させて実質的に受信系のゲインを変化させるよ
うにしてもよい。
影データに応じて受信処理系のゲインを調整するのに、
同調回路で受信されたNMR信号を増幅する増幅器9の
利得を可変制御するようにしたが、受信系の他の部分す
なわち検波回路10の検波感度(検波利得)を変化させ
てもよく、またA/Dコンバータ11の変換利q*<m
子化ステップの大きさすなわちディジタル値の重み付け
)を変化させて実質的に受信系のゲインを変化させるよ
うにしてもよい。
さらに、実質的に受信系のゲインを変化させる制御を上
述のようなアナログ的な制御でなくディジタル的に行な
うようにした実施例を第7図に示す。
述のようなアナログ的な制御でなくディジタル的に行な
うようにした実施例を第7図に示す。
第7図においては、プローブヘッド7、同調コンデンサ
8からなる同調回路で検出され増幅器9−(この場合は
利得が可変である必要はない)で増幅され検波回路10
で検波抽出されたNMR信号をA/Dコンバータ11を
経てコンピュータ12−に入力し、コンピュータ12′
においてFFTにより投影データを得る際に、上記゛モ
ニタ用サンプルの投影データより、その強度を設定値と
するような補正係数をめ、被検体Pの投影データ(例え
ばPDl)に該補正係数による補正をかけるようにして
いる。すなわち、この場合にはコンピュータ12−によ
るディジタル処理のみによって、オープンループでのフ
ィードフォワード制御を行なっているということができ
る。
8からなる同調回路で検出され増幅器9−(この場合は
利得が可変である必要はない)で増幅され検波回路10
で検波抽出されたNMR信号をA/Dコンバータ11を
経てコンピュータ12−に入力し、コンピュータ12′
においてFFTにより投影データを得る際に、上記゛モ
ニタ用サンプルの投影データより、その強度を設定値と
するような補正係数をめ、被検体Pの投影データ(例え
ばPDl)に該補正係数による補正をかけるようにして
いる。すなわち、この場合にはコンピュータ12−によ
るディジタル処理のみによって、オープンループでのフ
ィードフォワード制御を行なっているということができ
る。
[弁明の効果]
本発明によれば、被検体の相違にかかわらず常に最適な
受信系のゲインを得ることを可能とし、相対的な情報で
なく絶対的な特定原子核密度等の情報の得られる診断用
N〜IR映酸装置を提供することができる。
受信系のゲインを得ることを可能とし、相対的な情報で
なく絶対的な特定原子核密度等の情報の得られる診断用
N〜IR映酸装置を提供することができる。
第1図および第2図は従来の診断用核磁気共鳴映@装置
の一例における原理・構成の概略を説明するための図、
第3図および第4図は本発明の一実施例における寝台部
の構成を示すそれぞれ正面図および側面図、第5図は同
実施例の作用を説明するための図、第6図は同実施例に
おける受信処理系の構成の概略を示ずブロック図、第7
図は本発明の他の実施例の要部の概略構成を示すブロッ
ク図である。 4・・・寝台、5・・・天板、6・・・ヘッドレスト、
7・・・プローブヘッド、8・・・同調コンデンサ、9
,9′・・・増幅器、10・・・検波回路、11・・・
A/Dコンバータ、12.12′・・・フンピユータ、
13・・・操作コンソール、Sl 、32・・・モニタ
用サンプル。 出願人代理人 弁理士 鈴江武彦 ジir 3 図 矛4m (a) (b) オ6図 岸7図
の一例における原理・構成の概略を説明するための図、
第3図および第4図は本発明の一実施例における寝台部
の構成を示すそれぞれ正面図および側面図、第5図は同
実施例の作用を説明するための図、第6図は同実施例に
おける受信処理系の構成の概略を示ずブロック図、第7
図は本発明の他の実施例の要部の概略構成を示すブロッ
ク図である。 4・・・寝台、5・・・天板、6・・・ヘッドレスト、
7・・・プローブヘッド、8・・・同調コンデンサ、9
,9′・・・増幅器、10・・・検波回路、11・・・
A/Dコンバータ、12.12′・・・フンピユータ、
13・・・操作コンソール、Sl 、32・・・モニタ
用サンプル。 出願人代理人 弁理士 鈴江武彦 ジir 3 図 矛4m (a) (b) オ6図 岸7図
Claims (3)
- (1)核磁気共鳴により被検体の所定断面上における多
方向についての線形磁場勾配に対応して核磁気共鳴信号
を検出し、これら核磁気共鳴信号を離散フーリエ変換し
て特定原子核スピンの密度の上記断面上における多方向
についての投影情報を得、これら投影情報に基づく画像
再構成処理により当該断面における上記特定原子核スピ
ンの密度分布またはそれに関連した画像情報を得る診断
用核磁気共鳴装置において、上記密度分布像の撮像領域
内に配設され上記特定原子核を含む物質からなるモニタ
用サンプルと、このモニタ用サンプルについての上記投
影情報の強度をめる検出手段と、この検出手段の検出結
果に応じて核磁気共鳴信号受信処理系の実質的なゲイン
を調整するゲイン調整手段とを備えたことを特徴とする
診断用核磁気共鳴映像装置。 - (2)ゲイン調整手段は、受信信号増幅伝達部の実際の
利得を制御して実質的な受信処理系のゲインを変化させ
ることを特徴とする特許請求の範囲第1項記載の診断用
核磁気共鳴映像装置。 - (3)ゲイン調整手段は、画像処理時の投影データの重
み制御により実質的な受信処理系のゲインを変化させる
ことを特徴とする特許請求の範囲第1項記載の診断用核
磁気共鳴映像装置。
Priority Applications (4)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP59023084A JPS60165951A (ja) | 1984-02-10 | 1984-02-10 | 磁気共鳴イメージング装置 |
DE8585101309T DE3569614D1 (en) | 1984-02-10 | 1985-02-07 | Magnetic resonance imaging system |
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