JPH03224540A - Ｍｒ装置 - Google Patents
Ｍｒ装置Info
- Publication number
- JPH03224540A JPH03224540A JP2023231A JP2323190A JPH03224540A JP H03224540 A JPH03224540 A JP H03224540A JP 2023231 A JP2023231 A JP 2023231A JP 2323190 A JP2323190 A JP 2323190A JP H03224540 A JPH03224540 A JP H03224540A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image
- coil
- function
- surface coil
- magnetic field
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Landscapes
- 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
この発明は、ＭＲ（磁気共鳴）装置に関し、とくにサー
フェスコイルを用いた場合の画像を補正することができ
るＭＲ装置に関する。
フェスコイルを用いた場合の画像を補正することができ
るＭＲ装置に関する。
従来より、ＭＲ装置においてサーフェスコイルを用いて
画像を得ることが行われている。ところがサーフェスコ
イルは、それからの距離に応じて感度が減衰するという
特性があり、と（にを椎、を髄の矢状断面撮影では、コ
イル近くに存在する脂肪部分からの信号が強く受信され
過ぎるので、画像の上でその脂肪部分が白く光りすぎて
を椎、を鎖部分の読影を困難にする。 そこで、これを避けるため従来では、脂肪部分からの信
号を抑制した上でデータを収集することや、あるいは得
られた画像を２次元フーリエ変換してその低周波成分を
コイルの感度分布として原画像をノーマライズすること
などが行われている。
画像を得ることが行われている。ところがサーフェスコ
イルは、それからの距離に応じて感度が減衰するという
特性があり、と（にを椎、を髄の矢状断面撮影では、コ
イル近くに存在する脂肪部分からの信号が強く受信され
過ぎるので、画像の上でその脂肪部分が白く光りすぎて
を椎、を鎖部分の読影を困難にする。 そこで、これを避けるため従来では、脂肪部分からの信
号を抑制した上でデータを収集することや、あるいは得
られた画像を２次元フーリエ変換してその低周波成分を
コイルの感度分布として原画像をノーマライズすること
などが行われている。
【発明が解決しようとする課題］
しかしながら、脂肪部分からの信号を抑制する場合、脂
肪部分が画像上で光ってしまうという問題は解決される
ものの、通常の診断で必要な水子脂肪画像が得られな（
なり、また脂肪部分以外で生じるサーフェスコイルの感
度不均一による画像むらの問題は解決されないという問
題がある。 また、°画像を２次元フーリエ変換してその低周波成分
によりノーマライズを行うことは、コイルの感度不均一
を補正する一般的な手法であるが、処理に時間がかかる
という問題があるとともに、低周波成分を生じる構造が
被検体組織自体に存在していれば、それさえも補正して
しまい、補正処理後の画像に異常が生じる可能性がある
という問題がある。 この発明は、サーフェスコイルを用いた場合の感度不均
一による画像のむらを簡易に補正して診断し易い画像を
得るようにすることができる、ＭＲ装置を提供すること
を目的とする。 【課題を解決するための手段】 上記目的を達成するため、この発明によれば、サーフェ
スコイルを用いて画像を得るＭＲ装置において、上記サ
ーフェスコイルを用いて得た画像の、該コイルからの距
離に応じた平均ピクセル値を求める手段と、この距離に
応じた平均ピクセル値より該コイルからの距離方向の感
度曲線を求める手段と、この感度曲線に近似した関数を
求める手段と、該関数の逆関数を上記画像に作用させる
手段とを備えることが特徴となっている。
肪部分が画像上で光ってしまうという問題は解決される
ものの、通常の診断で必要な水子脂肪画像が得られな（
なり、また脂肪部分以外で生じるサーフェスコイルの感
度不均一による画像むらの問題は解決されないという問
題がある。 また、°画像を２次元フーリエ変換してその低周波成分
によりノーマライズを行うことは、コイルの感度不均一
を補正する一般的な手法であるが、処理に時間がかかる
という問題があるとともに、低周波成分を生じる構造が
被検体組織自体に存在していれば、それさえも補正して
しまい、補正処理後の画像に異常が生じる可能性がある
という問題がある。 この発明は、サーフェスコイルを用いた場合の感度不均
一による画像のむらを簡易に補正して診断し易い画像を
得るようにすることができる、ＭＲ装置を提供すること
を目的とする。 【課題を解決するための手段】 上記目的を達成するため、この発明によれば、サーフェ
スコイルを用いて画像を得るＭＲ装置において、上記サ
ーフェスコイルを用いて得た画像の、該コイルからの距
離に応じた平均ピクセル値を求める手段と、この距離に
応じた平均ピクセル値より該コイルからの距離方向の感
度曲線を求める手段と、この感度曲線に近似した関数を
求める手段と、該関数の逆関数を上記画像に作用させる
手段とを備えることが特徴となっている。
サーフェスコイルを用いて得た画像上で、そのコイルか
らの距離に応じて平均ピクセル値を求め、それからコイ
ルからの距離方向の感度曲線を求めて、その感度曲線に
近似した関数を求めると、この関数は、コイルからの距
離に対する該コイルの感度分布を表すことになる。 そこで、この関数の逆関数を上記のもとの画像に作用さ
せれば、空間的な感度不均一性を大体において補正する
ことができ、感度が高すぎて信号が大きすぎる部分を抑
え、診断する上で見やすい画像を得ることができる。さ
らに、処理が簡単であるため、時間もかからず簡易に実
現できる。
らの距離に応じて平均ピクセル値を求め、それからコイ
ルからの距離方向の感度曲線を求めて、その感度曲線に
近似した関数を求めると、この関数は、コイルからの距
離に対する該コイルの感度分布を表すことになる。 そこで、この関数の逆関数を上記のもとの画像に作用さ
せれば、空間的な感度不均一性を大体において補正する
ことができ、感度が高すぎて信号が大きすぎる部分を抑
え、診断する上で見やすい画像を得ることができる。さ
らに、処理が簡単であるため、時間もかからず簡易に実
現できる。
つぎにこの発明の一実施例について図面を参照しながら
説明する。第１図にこの発明の一実施例にかかるＭＲ装
置の全体の概略的な構成が示されている。この第１図に
おいて、被検体１は静磁場用マグネット２及び傾斜磁場
用コイル３がっくる静磁場と傾斜磁場とが重畳する空間
内に配置される。傾斜磁場コイル３には傾斜磁場制御装
置３１によって制御された傾斜磁場電源３２が接続され
、所定の波形の傾斜磁場が形成される。他方、被検体１
の近傍にサーフェスコイル４が配置され、このコイル４
に、高周波制御装置４１から発生した所定波形のエンベ
ロープを有する高周波信号が高周波アンプ４２を介して
送られ、被検体１の原子核スピンの励起が行われる。そ
の後発生するＮＭＲ信号はサーフェスコイル４によって
受信され、プリアンプ５１を経て受信装置５２に送られ
る。 この受信装置５２は直交位相検波方式の検波回路を含み
、検波４後の信号をサンプリング及びＡ／Ｄ変換してホ
ストコンピュータ６に送る。ホストコンピュータ６では
、フーリエ変換などの処理が行われ、画像が作成される
。シーケンスコントローラ７はホストコンピュータ６と
の協調のもとに傾斜磁場制御装置３１、高周波制御装置
４１及び受信装置５２を制御する。 このような構成のＭＲ装置において腰椎部分の画像が第
２図のように得られたとする。サーフェスコイル８１は
画像のＹ軸方向にほぼ平行に置かれており、脂肪８２が
このサーフェスコイル８１に平行に密接しているため、
この脂肪８２からの信号が非常に大きく、サーフェスコ
イル８１から離れたを椎８３の信号は小さく、その結果
、脂肪８２部分のピクセル値が異常に高くてその部分が
白く光ることになって、を椎８３の画像を読み取ること
か困難となる。 そこで、ホストコンピュータ６内において、つぎのよう
な処理を行７う。まず、第２図のような画像をＩ （ｘ
、ｙ）で表現した上で、サーフェスコイル８１か・らの
等距離のピクセル値の平均を求める。この場合、サーフ
ェスコイル８１が画面のＹ軸に平行であることを利用し
て平均ピクセル値Ｐ（Ｘ）を、 Ｐ （ｘ ） −（１／Ｎ）ΣＩ （ｘ、ｙ）１・１ （Ｎはマトリクスサイズ） により算出する。このＰ （ｘ）・を゛表すと第３図の
ようになる。この処理によ′す、被検体１内の組織自体
による信号の大小をほぼ無視した平均ピクセル値のＸ方
向分布が得られることになる。ここでは、Ｙ方向につい
て全部のピクセル値を平均しているが、時間短縮のため
にＹ方向中央部分の十程度の領域についての平均を求め
るようにしてもよい。 つぎに被検体１の境界に対応したしきい値Ｐｏを導入し
、以降の処理はこのしきい値以上のものにつき行うもの
とする。このしきい値ＰＯは通常１００〜３００程度の
値とし、これによって以降の処理をより正確に行うこと
ができる。曲線Ｐ （ｘ）のしきい値処理によって限定
した部分について近似した関数を求める。代表的には最
小２乗法などによりたとえば第３図のような１次間数Ｆ
（ｘ）を求める。もちろん、より高次の関数で近似し
てもよい。 こうしてＸ方向の感度分布を近似する開数Ｆ（Ｘ）を求
めた後、その逆関数を原画像Ｉ （ｘ、 ｙ）に作用さ
せる。たとえば画像のＸ方向中心をｘ＝０とし、Ｆ （
ｘ）＝Ａｘ＋Ｂとした場合９Ｉ ’ （ｘ、ｙ）＝（Ｂ
／（Ａｘ＋Ｂ））−１（ｘ、ｙ）により補正後の画像Ｉ
’ （ｘ、ｙ）を求める。この式でＢが乗算されてい
るのは画像の中心部（Ｘ二〇）のピクセル値を原画像の
ピクセル値に一致させるためである。このように逆関数
を作用させることにより、第３図に示すように平均ピク
セル値のＸ方向分布曲線Ｐ （ｘ）はＰ’ （ｘ）の
ように補正されることになり、脂肪８２の部分で異常に
高いピクセル値が抑えられ、見やすい画像となる。 なお、サーフェスコイル８１から遠い部分、つまり第２
図の画像の左端部分や、被検体１内の無信号部分では、
上記のように感度分布を近似する関数の逆関数を作用さ
せることにより、ノイズのみが増強されることになるた
め、かえって補正しない方が望ましい。そこで、たとえ
ば画像の左側半分は逆関数を作用させないとしたり、あ
るいはこれと同時にある値よりも小さなピクセル値はノ
イズとみなして逆関数を作用させないこととすることも
できる。 また、上記では、平均ピクセル値を算出し、近似関数を
求めるなどの処理をホストコンピュータ６で行うように
したが、専用のハードウェアで行うことももちろん可能
である。
説明する。第１図にこの発明の一実施例にかかるＭＲ装
置の全体の概略的な構成が示されている。この第１図に
おいて、被検体１は静磁場用マグネット２及び傾斜磁場
用コイル３がっくる静磁場と傾斜磁場とが重畳する空間
内に配置される。傾斜磁場コイル３には傾斜磁場制御装
置３１によって制御された傾斜磁場電源３２が接続され
、所定の波形の傾斜磁場が形成される。他方、被検体１
の近傍にサーフェスコイル４が配置され、このコイル４
に、高周波制御装置４１から発生した所定波形のエンベ
ロープを有する高周波信号が高周波アンプ４２を介して
送られ、被検体１の原子核スピンの励起が行われる。そ
の後発生するＮＭＲ信号はサーフェスコイル４によって
受信され、プリアンプ５１を経て受信装置５２に送られ
る。 この受信装置５２は直交位相検波方式の検波回路を含み
、検波４後の信号をサンプリング及びＡ／Ｄ変換してホ
ストコンピュータ６に送る。ホストコンピュータ６では
、フーリエ変換などの処理が行われ、画像が作成される
。シーケンスコントローラ７はホストコンピュータ６と
の協調のもとに傾斜磁場制御装置３１、高周波制御装置
４１及び受信装置５２を制御する。 このような構成のＭＲ装置において腰椎部分の画像が第
２図のように得られたとする。サーフェスコイル８１は
画像のＹ軸方向にほぼ平行に置かれており、脂肪８２が
このサーフェスコイル８１に平行に密接しているため、
この脂肪８２からの信号が非常に大きく、サーフェスコ
イル８１から離れたを椎８３の信号は小さく、その結果
、脂肪８２部分のピクセル値が異常に高くてその部分が
白く光ることになって、を椎８３の画像を読み取ること
か困難となる。 そこで、ホストコンピュータ６内において、つぎのよう
な処理を行７う。まず、第２図のような画像をＩ （ｘ
、ｙ）で表現した上で、サーフェスコイル８１か・らの
等距離のピクセル値の平均を求める。この場合、サーフ
ェスコイル８１が画面のＹ軸に平行であることを利用し
て平均ピクセル値Ｐ（Ｘ）を、 Ｐ （ｘ ） −（１／Ｎ）ΣＩ （ｘ、ｙ）１・１ （Ｎはマトリクスサイズ） により算出する。このＰ （ｘ）・を゛表すと第３図の
ようになる。この処理によ′す、被検体１内の組織自体
による信号の大小をほぼ無視した平均ピクセル値のＸ方
向分布が得られることになる。ここでは、Ｙ方向につい
て全部のピクセル値を平均しているが、時間短縮のため
にＹ方向中央部分の十程度の領域についての平均を求め
るようにしてもよい。 つぎに被検体１の境界に対応したしきい値Ｐｏを導入し
、以降の処理はこのしきい値以上のものにつき行うもの
とする。このしきい値ＰＯは通常１００〜３００程度の
値とし、これによって以降の処理をより正確に行うこと
ができる。曲線Ｐ （ｘ）のしきい値処理によって限定
した部分について近似した関数を求める。代表的には最
小２乗法などによりたとえば第３図のような１次間数Ｆ
（ｘ）を求める。もちろん、より高次の関数で近似し
てもよい。 こうしてＸ方向の感度分布を近似する開数Ｆ（Ｘ）を求
めた後、その逆関数を原画像Ｉ （ｘ、 ｙ）に作用さ
せる。たとえば画像のＸ方向中心をｘ＝０とし、Ｆ （
ｘ）＝Ａｘ＋Ｂとした場合９Ｉ ’ （ｘ、ｙ）＝（Ｂ
／（Ａｘ＋Ｂ））−１（ｘ、ｙ）により補正後の画像Ｉ
’ （ｘ、ｙ）を求める。この式でＢが乗算されてい
るのは画像の中心部（Ｘ二〇）のピクセル値を原画像の
ピクセル値に一致させるためである。このように逆関数
を作用させることにより、第３図に示すように平均ピク
セル値のＸ方向分布曲線Ｐ （ｘ）はＰ’ （ｘ）の
ように補正されることになり、脂肪８２の部分で異常に
高いピクセル値が抑えられ、見やすい画像となる。 なお、サーフェスコイル８１から遠い部分、つまり第２
図の画像の左端部分や、被検体１内の無信号部分では、
上記のように感度分布を近似する関数の逆関数を作用さ
せることにより、ノイズのみが増強されることになるた
め、かえって補正しない方が望ましい。そこで、たとえ
ば画像の左側半分は逆関数を作用させないとしたり、あ
るいはこれと同時にある値よりも小さなピクセル値はノ
イズとみなして逆関数を作用させないこととすることも
できる。 また、上記では、平均ピクセル値を算出し、近似関数を
求めるなどの処理をホストコンピュータ６で行うように
したが、専用のハードウェアで行うことももちろん可能
である。
この発明のＭＲ装置によれば、サーフェスコイルを用い
たときの空間的感度不均一性を簡易に補正することがで
き、脂肪部分の画像のピクセル値を抑えて診断する上で
見やすい画像を容易に得ることができる。
たときの空間的感度不均一性を簡易に補正することがで
き、脂肪部分の画像のピクセル値を抑えて診断する上で
見やすい画像を容易に得ることができる。
第１図はこの発明の一実施例にかかるＭＲ装置の概略的
な構成を示すブロック図−１第２図は上記実施例で得た
画像の例を示す図、第３図は平均ピクセル値のサーフェ
スコイルからの距離方向分布を示すグラフである。 １・・・被検体、２・・・静磁場用マグネット、３・・
・傾斜磁場用コイル、３１・・・傾斜磁場制御装置、３
２・・・傾斜磁場用電源、４・・・サーフェスコイル、
４１・・・高周波制御装置、４２・・・高周波アンプ、
５１・・・プリアンプ、５２・・・受信装置、６・・・
ホストコンピュータ、７・・・シーケンスコントローラ
、８１・・・サーフェスコイル、８２・・・脂肪、８３
・・・を椎。
な構成を示すブロック図−１第２図は上記実施例で得た
画像の例を示す図、第３図は平均ピクセル値のサーフェ
スコイルからの距離方向分布を示すグラフである。 １・・・被検体、２・・・静磁場用マグネット、３・・
・傾斜磁場用コイル、３１・・・傾斜磁場制御装置、３
２・・・傾斜磁場用電源、４・・・サーフェスコイル、
４１・・・高周波制御装置、４２・・・高周波アンプ、
５１・・・プリアンプ、５２・・・受信装置、６・・・
ホストコンピュータ、７・・・シーケンスコントローラ
、８１・・・サーフェスコイル、８２・・・脂肪、８３
・・・を椎。
Claims (1)
- （１）サーフェスコイルを用いて画像を得るＭＲ装置に
おいて、上記サーフェスコイルを用いて得た画像の、該
コイルからの距離に応じた平均ピクセル値を求める手段
と、この距離に応じた平均ピクセル値より該コイルから
の距離方向の感度曲線を求める手段と、この感度曲線に
近似した関数を求める手段と、該関数の逆関数を上記画
像に作用させる手段とを有することを特徴とするＭＲ装
置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2023231A JP2808782B2 (ja) | 1990-01-31 | 1990-01-31 | Ｍｒ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2023231A JP2808782B2 (ja) | 1990-01-31 | 1990-01-31 | Ｍｒ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03224540A true JPH03224540A (ja) | 1991-10-03 |
| JP2808782B2 JP2808782B2 (ja) | 1998-10-08 |
Family
ID=12104849
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2023231A Expired - Lifetime JP2808782B2 (ja) | 1990-01-31 | 1990-01-31 | Ｍｒ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2808782B2 (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2002056767A1 (fr) * | 2001-01-19 | 2002-07-25 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Imagerie parallele par resonance magnetique utilisant une carte de sensibilite de bobine haute precision |
| JP2005237702A (ja) * | 2004-02-26 | 2005-09-08 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置のデータ処理方法 |
| WO2005082245A1 (ja) * | 2004-02-26 | 2005-09-09 | Kabushiki Kaisha Toshiba | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置のデータ処理方法 |
| JP2010273832A (ja) * | 2009-05-28 | 2010-12-09 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | コイル感度推定装置、磁気共鳴イメージング装置、コイル感度推定方法、およびプログラム |
| JP2012055508A (ja) * | 2010-09-09 | 2012-03-22 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置及び画像補正方法 |
-
1990
- 1990-01-31 JP JP2023231A patent/JP2808782B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2002056767A1 (fr) * | 2001-01-19 | 2002-07-25 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Imagerie parallele par resonance magnetique utilisant une carte de sensibilite de bobine haute precision |
| JP2005237702A (ja) * | 2004-02-26 | 2005-09-08 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置のデータ処理方法 |
| WO2005082245A1 (ja) * | 2004-02-26 | 2005-09-09 | Kabushiki Kaisha Toshiba | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置のデータ処理方法 |
| US7385397B2 (en) | 2004-02-26 | 2008-06-10 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging device and data processing method for magnetic resonance imaging device |
| JP2010273832A (ja) * | 2009-05-28 | 2010-12-09 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | コイル感度推定装置、磁気共鳴イメージング装置、コイル感度推定方法、およびプログラム |
| JP2012055508A (ja) * | 2010-09-09 | 2012-03-22 | Hitachi Medical Corp | 磁気共鳴イメージング装置及び画像補正方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2808782B2 (ja) | 1998-10-08 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US9482732B2 (en) | MRI reconstruction with motion-dependent regularization | |
| KR101722354B1 (ko) | 자기 공명 촬영을 위한 방법 | |
| US5943433A (en) | Method for correcting inhomogeneity of spatial intensity in an aquired MR image | |
| JP6018401B2 (ja) | 拡散強調エコープラナー撮像法において高次渦電流に誘発された歪みを予測補正するためのシステムおよび方法 | |
| JPH0731606A (ja) | 磁気共鳴断層撮影装置 | |
| US5498963A (en) | Correction of geometric distortion in MRI phase and phase difference images | |
| JP3411936B2 (ja) | Ｎｍｒ装置 | |
| US5877629A (en) | Correction for maxwell fields produced during non-rectilinear k-space sampling | |
| CN107290700B (zh) | 一种相位校正方法、装置及磁共振系统 | |
| JP2000279396A (ja) | 磁気共鳴イメージング・システムにおける較正方法及びシステム | |
| US10789740B2 (en) | Method for MR image reconstruction and MR system | |
| EP1102082B1 (en) | Method and apparatus for reducing image artifacts caused by magnet vibration in an MR imaging system | |
| CN110074786A (zh) | 核磁共振匀场方法、装置、计算设备及核磁共振成像系统 | |
| US6100689A (en) | Method for quantifying ghost artifacts in MR images | |
| JPH03224540A (ja) | Ｍｒ装置 | |
| US8687870B2 (en) | System and method for correcting inhomogeneity of spatial intensity in 3D MR image data | |
| JP4481591B2 (ja) | 勾配非直線性のｋ空間補正のための方法、システム及びコンピュータ製品 | |
| JPH1156811A (ja) | 画像補正方法 | |
| JP4975614B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置及び方法 | |
| JPH11113882A (ja) | 拡散スペクトルｍｒｉ | |
| JP3547520B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| CN109146796B (zh) | 磁共振信号的处理方法及装置、计算机程序 | |
| JP3898294B2 (ja) | Ｍｒ方法及び装置 | |
| EP1102081B1 (en) | Method and apparatus to compensate for image artifacts caused by magnet vibration in an MR imaging system | |
| CN106574951B (zh) | 磁共振信号处理方法、装置和磁共振装置 |