JPH0323843A - Ｍｒｉ画像の再構成方法 - Google Patents
Ｍｒｉ画像の再構成方法Info
- Publication number
- JPH0323843A JPH0323843A JP1159108A JP15910889A JPH0323843A JP H0323843 A JPH0323843 A JP H0323843A JP 1159108 A JP1159108 A JP 1159108A JP 15910889 A JP15910889 A JP 15910889A JP H0323843 A JPH0323843 A JP H0323843A
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- JP
- Japan
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- magnetic field
- region
- gradient magnetic
- data
- echo signal
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- Pending
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Image Analysis (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】
く産業上の利用分野〉
本発明は、核磁気共鳴現象を利用して、被検体の１Ｈ密
度分布を調べる磁気共鳴撮像装置（以下ｒＭＲＩ装置」
という）において、突発的な雑音等があっても正常な画
像を再構或する方法に関するものである。
度分布を調べる磁気共鳴撮像装置（以下ｒＭＲＩ装置」
という）において、突発的な雑音等があっても正常な画
像を再構或する方法に関するものである。
〈従来の技術〉
ＭＲＩ装置は、被検体を静磁場中に置き、勾配磁場をか
けた状態でＲＦパルスを印加して断層面（スライス面）
の核スピンを選択的に励起し、そこから生じるＮＭＲ信
号を受信することにより、信号の強度差を濃淡情報とし
て画像化する装置である。
けた状態でＲＦパルスを印加して断層面（スライス面）
の核スピンを選択的に励起し、そこから生じるＮＭＲ信
号を受信することにより、信号の強度差を濃淡情報とし
て画像化する装置である。
上記ＭＲＩ装置による撮像の原理の一例を詳説すると、
まず、一様な静磁場と、静磁場の方向２に傾斜を有する
勾配磁場Ｇｚとをかけ、スライス面の核スピンを９０°
ＲＦパルスで選択的に励起する。続いて位相エンコード
方向ｙの勾配磁場Ｇｙを印加する。これにより、スピン
の回転位相のずれを生じさせること（位相エンコード）
ができる。続いて１８０°ＲＦパルスを印加してスピン
の位相を反転させ、所定時間後に読取り方向の磁場Ｇｘ
をかけてエコー信号を観測する。
まず、一様な静磁場と、静磁場の方向２に傾斜を有する
勾配磁場Ｇｚとをかけ、スライス面の核スピンを９０°
ＲＦパルスで選択的に励起する。続いて位相エンコード
方向ｙの勾配磁場Ｇｙを印加する。これにより、スピン
の回転位相のずれを生じさせること（位相エンコード）
ができる。続いて１８０°ＲＦパルスを印加してスピン
の位相を反転させ、所定時間後に読取り方向の磁場Ｇｘ
をかけてエコー信号を観測する。
上記手順のエコー信号は、勾配磁場Ｇｙの大きさを変え
て、すなわち位相エンコード量を変えて多数回測定され
る。
て、すなわち位相エンコード量を変えて多数回測定され
る。
上記エコー信号の受信は、被検体の周囲に配置されたＲ
Ｆ受信コイルを通して行われる。ＲＦ受信コイルにより
受信された受信信号は、受信機に入力され検波され、Ａ
／Ｄ変換器によりディジタル信号に変換される。
Ｆ受信コイルを通して行われる。ＲＦ受信コイルにより
受信された受信信号は、受信機に入力され検波され、Ａ
／Ｄ変換器によりディジタル信号に変換される。
このディジタル信号を、実時間で収集することにより、
断層像の空間周波数のデータ（エコーデタ）を得る。
断層像の空間周波数のデータ（エコーデタ）を得る。
く発明が解決しようとする課題〉
ところで、上記エコーデータ収集中に、外来電波等の突
発的な雑音か混入した場合、再構成画像上に、斜め縞状
のアーチファクトが発生する。
発的な雑音か混入した場合、再構成画像上に、斜め縞状
のアーチファクトが発生する。
第５図は、この状況を説明する図であり、（ａ）は空間
周波数方向Ｘに沿ったエコー信号３の実数戊分を表示す
るグラフ、（ｂ）は同じく虚数部分を表示するグラフで
ある。エコー信号３は１回の読出しで得られたデータの
み表示しているが、読出しは位相エンコード量を変えて
何回も行われるので、エコー信号３は、位相軸ｙ方向に
幾重にも重なった状態で複数個得られる。
周波数方向Ｘに沿ったエコー信号３の実数戊分を表示す
るグラフ、（ｂ）は同じく虚数部分を表示するグラフで
ある。エコー信号３は１回の読出しで得られたデータの
み表示しているが、読出しは位相エンコード量を変えて
何回も行われるので、エコー信号３は、位相軸ｙ方向に
幾重にも重なった状態で複数個得られる。
図に示すように実数部分に外来性雑音５や、虚数部分に
外来性雑音６が入ると、２次元逆フーリ工変換した再構
成像は、第５図（ｃ）に示すように、全体にアーチファ
クトが表れる。すなわち、空間周波数領域（ａ） ，
（ｂ）において局所的な領域に雑音が入っても、再構成
画像上では、画面全体にわたって悪影響が表れ、診断に
支障を与えるという問題がある。
外来性雑音６が入ると、２次元逆フーリ工変換した再構
成像は、第５図（ｃ）に示すように、全体にアーチファ
クトが表れる。すなわち、空間周波数領域（ａ） ，
（ｂ）において局所的な領域に雑音が入っても、再構成
画像上では、画面全体にわたって悪影響が表れ、診断に
支障を与えるという問題がある。
本発明は、上記の問題に鑑みてなされたものであり、外
来電波等の突発的な雑音があっても劣化しない画像を再
構成できるＭＲＩ画像の再構成方法を提供することを目
的とする。
来電波等の突発的な雑音があっても劣化しない画像を再
構成できるＭＲＩ画像の再構成方法を提供することを目
的とする。
く課題を解決するための手段〉
上記の目的を達成するための本発明のＮ Ｍ．Ｒ画像の
再構成方法は、空間周波数領域において、原点を含む所
定形状の領域を限定し、これ以外の領域においてしきい
値を超える値をもつ部分を雑音とみなして、代わりの適
当な値と交換することにより、画像再構或を試みる方法
である。
再構成方法は、空間周波数領域において、原点を含む所
定形状の領域を限定し、これ以外の領域においてしきい
値を超える値をもつ部分を雑音とみなして、代わりの適
当な値と交換することにより、画像再構或を試みる方法
である。
ここに、しきい値領域の形状には、例えば空間周波数領
域の原点を中心とする円、正方形、長方形が例示される
。また、代わりの適当な値には、例えば近傍のエコー信
号の値の平均値を用いてもよく、一律にＯとおいてもよ
い。
域の原点を中心とする円、正方形、長方形が例示される
。また、代わりの適当な値には、例えば近傍のエコー信
号の値の平均値を用いてもよく、一律にＯとおいてもよ
い。
く作用〉
一般に、空間周波数領域においては、エコー信号は、数
値的に大きな値をもつ戊分は２次元空間座標の原点付近
に集中している。よって、この原点付近より離れた領域
に大きな値を持つ成分かあれば突発的な雑音とみなすこ
とができる。
値的に大きな値をもつ戊分は２次元空間座標の原点付近
に集中している。よって、この原点付近より離れた領域
に大きな値を持つ成分かあれば突発的な雑音とみなすこ
とができる。
したがって、しきい値領域を設け、これを超え５
る信号は、その値を疑似的なデータで置き換える。
これにより、エコー信号の突発性雑音成分を除くことが
でき、劣化のない再構成画像を得ることができる。
でき、劣化のない再構成画像を得ることができる。
く実施例〉
以下実施例を示す添付図面によって詳細に説明する。
第２図は、ＭＲＩ’装置の全体構成を示す概略図である
。ＭＲＩ装置は、 ・Ｇｚ勾配磁場コイル１６ａ，Ｇｘ勾配磁場コイル１６
ｂ，Ｇｙ勾配磁場コイル１６Ｃ１および静磁場発生用磁
石１６からなる磁場発生系、 ・ＲＦパルスの発振および信号検出のためのＲＦコイル
１１、プリアンプ１３、ＲＦ送受信機１４からなる信号
処理系、 ・各勾配磁場コイル１６ａ〜１６ｃに励磁電源を供給す
る勾配磁場電源１７ａ〜１７Ｃ１・勾配磁場電源１７ａ
〜１７ｃを所定のタイミングで駆動するコントローラー
８、並びに６ ・コン１・ローラ１８を制御するとともに、ＲＦ送受信
機］４から出力されるＮＭＲ信号を処理して、ＭＲＩ断
層像を作成するコンピュータ］９、ディジタルＮＭＲ信
号情報を蓄えるメモリ２０、および画像情報を一時蓄え
表示する表示器２］ から構成される。
。ＭＲＩ装置は、 ・Ｇｚ勾配磁場コイル１６ａ，Ｇｘ勾配磁場コイル１６
ｂ，Ｇｙ勾配磁場コイル１６Ｃ１および静磁場発生用磁
石１６からなる磁場発生系、 ・ＲＦパルスの発振および信号検出のためのＲＦコイル
１１、プリアンプ１３、ＲＦ送受信機１４からなる信号
処理系、 ・各勾配磁場コイル１６ａ〜１６ｃに励磁電源を供給す
る勾配磁場電源１７ａ〜１７Ｃ１・勾配磁場電源１７ａ
〜１７ｃを所定のタイミングで駆動するコントローラー
８、並びに６ ・コン１・ローラ１８を制御するとともに、ＲＦ送受信
機］４から出力されるＮＭＲ信号を処理して、ＭＲＩ断
層像を作成するコンピュータ］９、ディジタルＮＭＲ信
号情報を蓄えるメモリ２０、および画像情報を一時蓄え
表示する表示器２］ から構成される。
上記構成のＭＲＩ装置において、位相エンコド勾配磁場
ｃｙを変えながら、エコー信号を取り出すパルスシーケ
ンスを第３図に示す。まず、Ｚ方向の勾配磁場Ｇｚをか
けた状態で、ＲＦコイル１１は９０°ＲＦパルスＳ１を
被検体に勾えて所望のスライス面の核スピンを９００倒
す。この後勾配磁場Ｇｚの符号を反転させることにより
、励起時に乱れたスピンの位相を揃えてやり、続いて勾
配磁場Ｇｚを０にし、勾配磁場Ｇｙ、勾配磁場Ｇｙ．を
印加して、スライス面内の核スピンの位相を連続的に変
化させる。この後、２方向の勾配磁場Ｇｚをかけた状態
で、ＲＦコイル１］から１８０°ＲＦパルスＳ２を与え
て核スピンを反転させる。そして所定時間後に勾配磁場
ＧＸを印加しながらスピンエコーＳ３を受信する。
ｃｙを変えながら、エコー信号を取り出すパルスシーケ
ンスを第３図に示す。まず、Ｚ方向の勾配磁場Ｇｚをか
けた状態で、ＲＦコイル１１は９０°ＲＦパルスＳ１を
被検体に勾えて所望のスライス面の核スピンを９００倒
す。この後勾配磁場Ｇｚの符号を反転させることにより
、励起時に乱れたスピンの位相を揃えてやり、続いて勾
配磁場Ｇｚを０にし、勾配磁場Ｇｙ、勾配磁場Ｇｙ．を
印加して、スライス面内の核スピンの位相を連続的に変
化させる。この後、２方向の勾配磁場Ｇｚをかけた状態
で、ＲＦコイル１］から１８０°ＲＦパルスＳ２を与え
て核スピンを反転させる。そして所定時間後に勾配磁場
ＧＸを印加しながらスピンエコーＳ３を受信する。
同図では、繰返しの一単位１’ Ｒ ｌにおけるパルス
シーケンスのみを示しているが、位相エンコード勾配磁
場Ｇｙの大きさを２５６回変化させてパルスシーケンス
を繰返す。
シーケンスのみを示しているが、位相エンコード勾配磁
場Ｇｙの大きさを２５６回変化させてパルスシーケンス
を繰返す。
上記］回の撮像て得られたそれぞれのエコー信号は、コ
ンピュータ］９において２次元空間周波数領域における
データとして収集記憶される。このデータ（実数部分の
み）を空間周波数領域において表示したグラフを第１図
に示す。虚数部分は図示を省略する。同図において、エ
コー信号値一〇の平面を２、平面２の上に設定された原
点近傍領域を１で表す。原点近傍領域１は、縦横データ
数がそれぞれＤの正方形となっている。
ンピュータ］９において２次元空間周波数領域における
データとして収集記憶される。このデータ（実数部分の
み）を空間周波数領域において表示したグラフを第１図
に示す。虚数部分は図示を省略する。同図において、エ
コー信号値一〇の平面を２、平面２の上に設定された原
点近傍領域を１で表す。原点近傍領域１は、縦横データ
数がそれぞれＤの正方形となっている。
上記原点近傍領域１を除く部分において、第１図の１ａ
に示すように、高さ±Ａ（エコー信号の絶対値のとりう
る最大値をＡで表す）の領域を指定する。
に示すように、高さ±Ａ（エコー信号の絶対値のとりう
る最大値をＡで表す）の領域を指定する。
コンピュータ１９は、上記データを２次元逆フリエ変換
してＭＲＩ画像を再構成する際、エコデータが上記１ａ
の領域で、高さＡを超えている場合、雑音と判定し、疑
似的なデータと置き換える。
してＭＲＩ画像を再構成する際、エコデータが上記１ａ
の領域で、高さＡを超えている場合、雑音と判定し、疑
似的なデータと置き換える。
疑似的なデータとしては、単純な例では０でもよい。な
ぜなら、中心部１以外では、エコー信号は通常ほとんど
０に近い値をとるために、０で置き換えても、実際と大
きく違った画像が再措成されることばないといえるから
である。
ぜなら、中心部１以外では、エコー信号は通常ほとんど
０に近い値をとるために、０で置き換えても、実際と大
きく違った画像が再措成されることばないといえるから
である。
また、周囲のエコー信号の値か０より大きな場合には、
信号が滑らかに繋かるように値を設定しでもよい。これ
により、より実際に近い画像が再構成できる。さらに、
周囲のデータから補間により疑似データを作り採用して
もよい。
信号が滑らかに繋かるように値を設定しでもよい。これ
により、より実際に近い画像が再構成できる。さらに、
周囲のデータから補間により疑似データを作り採用して
もよい。
このようにして処理されたデータを逆フーリエ変換する
ことにより、劣化のないＮＭＲ再構成画像を得ることが
できる。
ことにより、劣化のないＮＭＲ再構成画像を得ることが
できる。
なお、本発明は上記実施例に限られるものではなく、例
えば、空間周波数領域に示される原点近傍領域１は正方
形に限るものではなく、第４図に９ 示すように円その他の形状であってもよい。その他本発
明の要旨を変更しない範囲内において、種々の設計変更
を施すことか可能である。
えば、空間周波数領域に示される原点近傍領域１は正方
形に限るものではなく、第４図に９ 示すように円その他の形状であってもよい。その他本発
明の要旨を変更しない範囲内において、種々の設計変更
を施すことか可能である。
く発明の効果〉
以上のように、本発明のＮＭＲ画像の再構成方法によれ
ば、空間周波数領域において、原点を含む所定形状の領
域を設定し、これ以外の領域でしきい値を超える値をも
つ信号を雑音とみなして、代わりの値と交換し、逆フー
リエ変換することにより、エコー信号の突発性雑音戊分
を除くことができ、劣化のない再構成画像を得ることが
できる。
ば、空間周波数領域において、原点を含む所定形状の領
域を設定し、これ以外の領域でしきい値を超える値をも
つ信号を雑音とみなして、代わりの値と交換し、逆フー
リエ変換することにより、エコー信号の突発性雑音戊分
を除くことができ、劣化のない再構成画像を得ることが
できる。
したがって、斜め縞状のアーチファクトが除去されたき
れいな画像を得ることができ、画像に基づいた正しい診
断か可能になる。
れいな画像を得ることができ、画像に基づいた正しい診
断か可能になる。
第１図は空間周波数領域を示す斜視図、第２図はＭＲＩ
イメージング装置の全体構戊を示す概略ブロック図、 第３図はパルスシーケンス波形を示す図、第４図は空間
周波数領域の他の例を示す斜視図、１０ 第５図（ａ） ， （ｂ）は従来の画像再構成過程にお
いて侵入した雑音を空間周波数領域において示した斜視
図、 第５図（Ｃ）は従来の方法において雑音により劣化した
再構成画像を示す図である。
イメージング装置の全体構戊を示す概略ブロック図、 第３図はパルスシーケンス波形を示す図、第４図は空間
周波数領域の他の例を示す斜視図、１０ 第５図（ａ） ， （ｂ）は従来の画像再構成過程にお
いて侵入した雑音を空間周波数領域において示した斜視
図、 第５図（Ｃ）は従来の方法において雑音により劣化した
再構成画像を示す図である。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、静磁場中に置かれた被検体に勾配磁場 およびＲＦパルスを印加してスライス面 の核スピンを選択的に励起し、上記スラ イス面に対して、位相エンコード勾配磁 場を、その位相エンコード勾配磁場の大 きさを毎回変えながら印加し、各位相エ ンコード勾配磁場が印加されるごとに、 周波数エンコード方向に勾配磁場をかけ ながらエコー信号を受信して空間周波数 領域のデータとして収集し、このデータ に基づき２次元断層像を再構成するＭＲ Ｉ画像の再構成方法において、 上記空間周波数領域で原点を含む所定 形状の領域を限定し、これ以外の領域に おいてしきい値を設定し、エコー信号の しきい値を超える部分を他の適当な値と 交換して画像再構成を行うことを特徴と するＭＲＩ画像の再構成方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1159108A JPH0323843A (ja) | 1989-06-20 | 1989-06-20 | Ｍｒｉ画像の再構成方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1159108A JPH0323843A (ja) | 1989-06-20 | 1989-06-20 | Ｍｒｉ画像の再構成方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0323843A true JPH0323843A (ja) | 1991-01-31 |
Family
ID=15686421
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1159108A Pending JPH0323843A (ja) | 1989-06-20 | 1989-06-20 | Ｍｒｉ画像の再構成方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0323843A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003000564A (ja) * | 2001-06-11 | 2003-01-07 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 画像処理装置、画像処理方法および磁気共鳴撮像装置 |
-
1989
- 1989-06-20 JP JP1159108A patent/JPH0323843A/ja active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003000564A (ja) * | 2001-06-11 | 2003-01-07 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 画像処理装置、画像処理方法および磁気共鳴撮像装置 |
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