JPH0649034B2 - 磁気共鳴イメージング装置における画像再構成方法 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置における画像再構成方法Info
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- JPH0649034B2 JPH0649034B2 JP1201183A JP20118389A JPH0649034B2 JP H0649034 B2 JPH0649034 B2 JP H0649034B2 JP 1201183 A JP1201183 A JP 1201183A JP 20118389 A JP20118389 A JP 20118389A JP H0649034 B2 JPH0649034 B2 JP H0649034B2
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- 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
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
- G01R33/56518—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to eddy currents, e.g. caused by switching of the gradient magnetic field
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- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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- A61B17/00234—Surgical instruments, devices or methods for minimally invasive surgery
- A61B2017/00287—Bags for minimally invasive surgery
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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現象を用いて被検体から医学的に有
効な断層像を得るＭＲイメージイング装置（以下ＭＲＩ
装置）に係り、特に装置により得られた信号に含まれる
歪みを補正し、高分解能の画像を再構成する方法に関す
る。
効な断層像を得るＭＲイメージイング装置（以下ＭＲＩ
装置）に係り、特に装置により得られた信号に含まれる
歪みを補正し、高分解能の画像を再構成する方法に関す
る。
ＭＲＩ装置では被検体からの信号を被検体各部の位置に
対応させて分離・識別する必要がある。その為の方法の
１つに対象空間に傾斜磁場を印加して被検体各部の位置
に対応して磁場強度を異ならせ、これにより上記被検体
各部の共鳴周波数あるいは位相推移量を異ならせて位置
の情報を得る方法がある。この方法は、例えばProc.IEE
E.71.338(1983),Proc.IEEE.70.1152(1982)などに詳細に
述べられているのでここでは省略する。ＭＲＩ装置はこ
れらに端を発し種々の変形改良がなされているが、原理
的には前記傾斜磁場の印加手段によつてイメージングに
必要な位置情報を得ている。
対応させて分離・識別する必要がある。その為の方法の
１つに対象空間に傾斜磁場を印加して被検体各部の位置
に対応して磁場強度を異ならせ、これにより上記被検体
各部の共鳴周波数あるいは位相推移量を異ならせて位置
の情報を得る方法がある。この方法は、例えばProc.IEE
E.71.338(1983),Proc.IEEE.70.1152(1982)などに詳細に
述べられているのでここでは省略する。ＭＲＩ装置はこ
れらに端を発し種々の変形改良がなされているが、原理
的には前記傾斜磁場の印加手段によつてイメージングに
必要な位置情報を得ている。
さて、このような方法においては、傾斜磁場を高速にか
つ精度良く制御する必要がある。代表的な例として傾斜
磁場を発生させるために用いるコイルに数十アンペアの
電流を１ms程度の立ち上り時間で流す必要があり、得ら
れる傾斜磁場の振幅やパルス幅は１０−３オーダの精度
が要求される。
つ精度良く制御する必要がある。代表的な例として傾斜
磁場を発生させるために用いるコイルに数十アンペアの
電流を１ms程度の立ち上り時間で流す必要があり、得ら
れる傾斜磁場の振幅やパルス幅は１０−３オーダの精度
が要求される。
ＭＲＩ装置には超電導，常電導，永久磁石の３タイプが
実用化されているが、いずれの方式でも傾斜磁場の精度
を阻害する要因として、渦電流効果がある。超電導磁石
では真空容器が、常電導磁石ではコイル自体あるいは冷
却の為の容器が、永久磁石では均一度を良くする為のポ
ールピースや磁石そのものなどが、それぞれアルミニウ
ム，銅，鉄などの導伝材料で構成され、それが傾斜磁場
コイルの近くに配置されており、前記の早い磁束変化に
よつて渦電流が発生する。渦電流による磁場は本来の傾
斜磁場を打ち消すように発生し、しかも時間経過ととも
に減少する。そこで従来装置では渦電流により減少する
分をあらかじめ余分に電流を流し、傾斜磁場コイルをオ
ーバードライブすることによりこの問題に対処してい
た。
実用化されているが、いずれの方式でも傾斜磁場の精度
を阻害する要因として、渦電流効果がある。超電導磁石
では真空容器が、常電導磁石ではコイル自体あるいは冷
却の為の容器が、永久磁石では均一度を良くする為のポ
ールピースや磁石そのものなどが、それぞれアルミニウ
ム，銅，鉄などの導伝材料で構成され、それが傾斜磁場
コイルの近くに配置されており、前記の早い磁束変化に
よつて渦電流が発生する。渦電流による磁場は本来の傾
斜磁場を打ち消すように発生し、しかも時間経過ととも
に減少する。そこで従来装置では渦電流により減少する
分をあらかじめ余分に電流を流し、傾斜磁場コイルをオ
ーバードライブすることによりこの問題に対処してい
た。
傾斜磁場コイルは通常イメージングの為にＸ，Ｙ，Ｚの
３方向が必要である。そして前記のオーバードライブ量
は、各コイルの特性に応じてそれぞれ独立に調整され
る。例えば第２図（ａ）の様に台形の電流波形に対する
傾斜磁場が（ｂ）の応答を示す場合は、あらかじめオー
バードライブ波形（ｃ）を加えることにより（ｄ）の如
き傾斜磁場波形を得るように（ｃ）の波形を調整する。
これをＸ，Ｙ，Ｚについてそれぞれ独立に行なう。
３方向が必要である。そして前記のオーバードライブ量
は、各コイルの特性に応じてそれぞれ独立に調整され
る。例えば第２図（ａ）の様に台形の電流波形に対する
傾斜磁場が（ｂ）の応答を示す場合は、あらかじめオー
バードライブ波形（ｃ）を加えることにより（ｄ）の如
き傾斜磁場波形を得るように（ｃ）の波形を調整する。
これをＸ，Ｙ，Ｚについてそれぞれ独立に行なう。
上記従来技術は傾斜磁場コイルに流す電流と発生する渦
電流との間に直線関係が成り立つことが前提となつてい
る。しかし実際のＭＲＩ装置では非直線性が発生するこ
とがあり、その場合後述する種々の問題を生ずる。非直
線性の要因としては、強い静磁場と渦電流間のローレン
ツカによる渦電流分布の変化や、鉄など磁性体の磁気飽
和が考えられる。
電流との間に直線関係が成り立つことが前提となつてい
る。しかし実際のＭＲＩ装置では非直線性が発生するこ
とがあり、その場合後述する種々の問題を生ずる。非直
線性の要因としては、強い静磁場と渦電流間のローレン
ツカによる渦電流分布の変化や、鉄など磁性体の磁気飽
和が考えられる。
第３図に通常用いられるフーリエイメージング法の撮像
シーケンスの１例を示す。ここでＲＦはＮＭＲ現象を引
き起こす照射パルス、ＧＺは所望の断面を選択するため
のスライス傾斜磁場、ＧＹは撮像化の為の位相エンコー
ド傾斜磁場、ＧＸは撮像化の為の周波数エンコード傾斜
磁場、Ｆ(t)は得られる検出信号である。ここで実際の
計測ではＧＹの振幅を種々に変えて第３図のシーケンス
を繰り返し実行する。もしコイルに流す電流と渦電流の
間に直線関係が成り立てば、得られたデータはＫ空間
（フーリエ面を波数で表現した空間）を第４図の実線の
様に正方マトリクス上の交点に並らぶ。しかし前述した
電流に対する非直線があると、例えばＹの傾斜磁場電流
ＩＹの振幅増加に応じて渦電流が飽和方向に向かい、前
述したオーバードライブが過剰となり、得られるデータ
のＫマツプは、ｙ方向に非直線的に引き延ばされた形に
なる。またＸの傾斜磁場電流ＩＸはシーケンスの繰り返
しの間同一の振幅で印加するが、第３図の区間ｔａの間
ＧＹと共に印加される。この場合ＩＹによる磁場がＩＸ
で生ずる渦電流に影響を及ぼし、前記と同様な理由によ
つて等価的なＧＸが増加し、ＫＸ上の座標点がＩＹの振
幅に応じてｘ方向（時間ｔの増加方向）に非直線的に移
動する。第４図の点線はこのようにして得られた実際の
Ｋマツプの歪みを模式的に示したものである。
シーケンスの１例を示す。ここでＲＦはＮＭＲ現象を引
き起こす照射パルス、ＧＺは所望の断面を選択するため
のスライス傾斜磁場、ＧＹは撮像化の為の位相エンコー
ド傾斜磁場、ＧＸは撮像化の為の周波数エンコード傾斜
磁場、Ｆ(t)は得られる検出信号である。ここで実際の
計測ではＧＹの振幅を種々に変えて第３図のシーケンス
を繰り返し実行する。もしコイルに流す電流と渦電流の
間に直線関係が成り立てば、得られたデータはＫ空間
（フーリエ面を波数で表現した空間）を第４図の実線の
様に正方マトリクス上の交点に並らぶ。しかし前述した
電流に対する非直線があると、例えばＹの傾斜磁場電流
ＩＹの振幅増加に応じて渦電流が飽和方向に向かい、前
述したオーバードライブが過剰となり、得られるデータ
のＫマツプは、ｙ方向に非直線的に引き延ばされた形に
なる。またＸの傾斜磁場電流ＩＸはシーケンスの繰り返
しの間同一の振幅で印加するが、第３図の区間ｔａの間
ＧＹと共に印加される。この場合ＩＹによる磁場がＩＸ
で生ずる渦電流に影響を及ぼし、前記と同様な理由によ
つて等価的なＧＸが増加し、ＫＸ上の座標点がＩＹの振
幅に応じてｘ方向（時間ｔの増加方向）に非直線的に移
動する。第４図の点線はこのようにして得られた実際の
Ｋマツプの歪みを模式的に示したものである。
さて前述した従来技術は、この様な渦電流の非直線性に
よるＫマツプの歪みについて配慮されておらず、そのた
め再構成した画像にぼけを生じ画質劣化を起こしてい
た。
よるＫマツプの歪みについて配慮されておらず、そのた
め再構成した画像にぼけを生じ画質劣化を起こしてい
た。
本発明の目的は、この様なＫマツプの歪みを補正するこ
とにより画像上のぼけを低減し、高画質なＭＲＩ装置を
提供することにある。
とにより画像上のぼけを低減し、高画質なＭＲＩ装置を
提供することにある。
上記目的は、以下の手段により達成される。
すなわち、第４図の点線で示された歪みを伴つた検出信
号Ａ（ｔ，Ｉｙ）を基に、歪みのない実線上のデータＦ
(kx,ky)を補間演算により求め、新たに得たＦ′(kx,ky)
をフーリエ変換することによりぼけの改善された再構成
画像を得るものである。
号Ａ（ｔ，Ｉｙ）を基に、歪みのない実線上のデータＦ
(kx,ky)を補間演算により求め、新たに得たＦ′(kx,ky)
をフーリエ変換することによりぼけの改善された再構成
画像を得るものである。
ここで、上記補間演算を実施するには理想的な座標点(k
x,ky)と計測して得られる座標点(t,Iy)の関係が既知で
なければならない。この関係を直線的に推定する方法と
しては格子状のフアントムを実際にＭＲＩ装置で計測
し、得られたデータのピーク点の配列からこの関係を求
めることができる。また、 ｋｙ＝ａ０＋ａ１・Ｉｙ＋ａ２Ｉｙ ２＋……(1) ｋｘ＝ｔ＋ｂ０＋ｂ１Ｉｙ＋ｂ２・Ｉｙ ２＋……(2) などと多項式近似し、ぼけが最も少なくなるような係数
ａｎ，ｂｎを実験的に求める手法を用いても良い。
x,ky)と計測して得られる座標点(t,Iy)の関係が既知で
なければならない。この関係を直線的に推定する方法と
しては格子状のフアントムを実際にＭＲＩ装置で計測
し、得られたデータのピーク点の配列からこの関係を求
めることができる。また、 ｋｙ＝ａ０＋ａ１・Ｉｙ＋ａ２Ｉｙ ２＋……(1) ｋｘ＝ｔ＋ｂ０＋ｂ１Ｉｙ＋ｂ２・Ｉｙ ２＋……(2) などと多項式近似し、ぼけが最も少なくなるような係数
ａｎ，ｂｎを実験的に求める手法を用いても良い。
相互の座標の対応関係はシーケンスが決まれば充分な再
現性があるので、シーケンスに対応した歪みパターンを
あらかじめ用意しておき、計測データの取得後、所望の
歪みパターンの回復処理を行なう手法を用いる。
現性があるので、シーケンスに対応した歪みパターンを
あらかじめ用意しておき、計測データの取得後、所望の
歪みパターンの回復処理を行なう手法を用いる。
以下、本発明の一実施例を図面を用いて具体的に説明す
る。
る。
第５図は、本発明の一実施例のＭＲＩ装置の全体概略構
成を示すブロツク図である。
成を示すブロツク図である。
本実施例のＭＲＩ装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を
利用して被検体の断層画像を得るものであり、第５図に
示すように、静磁場発生磁石１０と、中央処理装置（Ｃ
ＰＵ）１１と、シーケンサ１２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とを備
えている。
利用して被検体の断層画像を得るものであり、第５図に
示すように、静磁場発生磁石１０と、中央処理装置（Ｃ
ＰＵ）１１と、シーケンサ１２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とを備
えている。
前記静磁場発生磁石１０は、被検体１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
生させるものであり、前記被検体１の周りにある広がり
をもつた空間に、永久磁石方式また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。
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
生させるものであり、前記被検体１の周りにある広がり
をもつた空間に、永久磁石方式また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。
前記シーケンス１２は、ＣＰＵ１１の制御で動作し、被
検体１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。
検体１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。
前記送信系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とから成
り、前記高周波発振器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１
９で増幅した後に被検体１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、電磁波が前記被検
体１に照射されるようになつている。
周波増幅器１９と送信側の高周波コイル２０ａとから成
り、前記高周波発振器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１
９で増幅した後に被検体１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、電磁波が前記被検
体１に照射されるようになつている。
前記磁場勾配発生系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とから成り、前記シーケンサ１２
からの命令に従つてそれぞれのコイルの傾斜磁場電源２
２を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向の傾斜
磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを被検体１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１に対す
るスライス面を設定することができる。前記受信系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とから成り、前記送信
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１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は、被検体１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２
５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２
４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とから成り、前記ＣＰＵ１１でフー
リエ変換、補正係数計算、画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。
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とから成り、前記シーケンサ１２
からの命令に従つてそれぞれのコイルの傾斜磁場電源２
２を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向の傾斜
磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを被検体１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１に対す
るスライス面を設定することができる。前記受信系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とから成り、前記送信
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１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は、被検体１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２
５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２
４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とから成り、前記ＣＰＵ１１でフー
リエ変換、補正係数計算、画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５図において、送信側の高周波コイル２０ａ，
受信側の高周波コイル２０ｂ及び傾斜磁場コイル２１
は、被検体１の周り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。
受信側の高周波コイル２０ｂ及び傾斜磁場コイル２１
は、被検体１の周り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。
次にこの様な装置によつて得た前記の歪みのある計測デ
ータの補正方法の一実施例を第１図を用いて説明する。
ータの補正方法の一実施例を第１図を用いて説明する。
ここで計測データの歪みの典型的な例として、歪みの誤
差量が２次関数に従つて増加する場合を想定する。すな
わち前述した(1),(2)式が、 Ｋｙ＝Ｉｙ＋ａ・Ｉｙ ２ ……(3) Ｋｘ＝ｔ＋ｂ・Ｉｙ ２ ……(4) と表現できる場合であり、便宜上ａ及びｂは既知とす
る。またＫｘ，Ｋｙ，ｔ，Ｉｙは正規化されたデイジタ
ルの値で−１２８〜１２７までの整数とする。
差量が２次関数に従つて増加する場合を想定する。すな
わち前述した(1),(2)式が、 Ｋｙ＝Ｉｙ＋ａ・Ｉｙ ２ ……(3) Ｋｘ＝ｔ＋ｂ・Ｉｙ ２ ……(4) と表現できる場合であり、便宜上ａ及びｂは既知とす
る。またＫｘ，Ｋｙ，ｔ，Ｉｙは正規化されたデイジタ
ルの値で−１２８〜１２７までの整数とする。
ステツプ１０１：計測したデータＡ（ｔ，Ｉｙ）を入力
する。
する。
ステツプ１０２：(4)式をｔについて解き、ｘ方向の正
しい位置Ｋｘに対応するｔの位置を算出し、その整数部
をＬ，小数部をｍとする。
しい位置Ｋｘに対応するｔの位置を算出し、その整数部
をＬ，小数部をｍとする。
ステツプ１０３：ステツプ１０２で求めたｔの値は小数
点以下の値を持ち、対応する計測データは存在しない。
そこで対応点に最も近い計測データＡ（Ｌ，Ｉｙ），Ａ
（Ｌ＋１，Ｉｙ）とのｍの値を用いた補間演算によつて
ｘ方向の歪みを補正したＢ（Ｋｘ，Ｉｙ）を求める。
点以下の値を持ち、対応する計測データは存在しない。
そこで対応点に最も近い計測データＡ（Ｌ，Ｉｙ），Ａ
（Ｌ＋１，Ｉｙ）とのｍの値を用いた補間演算によつて
ｘ方向の歪みを補正したＢ（Ｋｘ，Ｉｙ）を求める。
このステツプ１０２及び１０３の演算をＩｙ及びＫｘの
それぞれについて−１２８〜１２７まで繰り返し、ｘ方
向の歪みを補正した２次元上の全データＢ（Ｋｘ，
Ｉｙ）を得る。この段階ではｙ方向の歪みは残つてい
る。
それぞれについて−１２８〜１２７まで繰り返し、ｘ方
向の歪みを補正した２次元上の全データＢ（Ｋｘ，
Ｉｙ）を得る。この段階ではｙ方向の歪みは残つてい
る。
ステツプ１０４：(3)式をＩｙについて解き、ｙ方向の
正しい位置Ｋｙに対応するＩｙの値を算出し、その整数
部をＮ，小数部をｐとする。
正しい位置Ｋｙに対応するＩｙの値を算出し、その整数
部をＮ，小数部をｐとする。
ステツプ１０５：ステツプ１０３と同様にステツプ１０
４で算出したＮとｐを用いて対応点に最も近い前記の補
間データＢ（Ｋｘ，Ｎ），Ｂ（Ｋｘ，Ｎ＋１）によりｙ
方向の歪み補正データＦ′（Ｋｘ，Ｋｙ）を得る。
４で算出したＮとｐを用いて対応点に最も近い前記の補
間データＢ（Ｋｘ，Ｎ），Ｂ（Ｋｘ，Ｎ＋１）によりｙ
方向の歪み補正データＦ′（Ｋｘ，Ｋｙ）を得る。
このステツプ１０５をＫｘについて−１２８〜１２７ま
で実行し、さらにステツプ１０４をも含めた演算をＩｙ
について−１２８〜１２７まで実行することにより、２
次元上の最終的な全歪み補正データＦ′（Ｋｘ，Ｋｙ）
を得る。
で実行し、さらにステツプ１０４をも含めた演算をＩｙ
について−１２８〜１２７まで実行することにより、２
次元上の最終的な全歪み補正データＦ′（Ｋｘ，Ｋｙ）
を得る。
ステツプ１０６：得られたＦ′（Ｋｘ，Ｋｙ）は歪みの
ない正方マトリクス上のデータに変換されており、この
Ｆ′（Ｋｘ，Ｋｙ）を２次元フーリエ変換することによ
りボケの改善された画像Ｃ（Ｉ，Ｊ）を得る。
ない正方マトリクス上のデータに変換されており、この
Ｆ′（Ｋｘ，Ｋｙ）を２次元フーリエ変換することによ
りボケの改善された画像Ｃ（Ｉ，Ｊ）を得る。
本補間方法は２次元データを２方向に一次元配列データ
の補間により実施しているので効率が良い。また説明を
容易にするためにリニア補間を用いたが、最小二乗法や
スプライン補間など、より高次の補間方式を用いれば、
補間による誤差を低減できる。これらは一般的に知られ
た手法であるので説明は省略する。本一実施例のように
一次元の補間を組み合わせる手法を用いず直接２次元の
補間法を用いても良い。
の補間により実施しているので効率が良い。また説明を
容易にするためにリニア補間を用いたが、最小二乗法や
スプライン補間など、より高次の補間方式を用いれば、
補間による誤差を低減できる。これらは一般的に知られ
た手法であるので説明は省略する。本一実施例のように
一次元の補間を組み合わせる手法を用いず直接２次元の
補間法を用いても良い。
歪み誤差のパラメータａ，ｂは既知としたが前述したよ
うにａ，ｂを可変してボケの改善が最良となる値をあら
かじめ求めておき、実際の計測時にその値を用いるのが
実用的である。
うにａ，ｂを可変してボケの改善が最良となる値をあら
かじめ求めておき、実際の計測時にその値を用いるのが
実用的である。
本実施例では(3),(4)式で２次の誤差のみと定義した
が、前述した(1),(2)式のように多項式近似したもので
も、第１図のステツプ１０２，１０４のｔ及びＩｙの式
を変更するのみで実施できることは容易に推察されよ
う。
が、前述した(1),(2)式のように多項式近似したもので
も、第１図のステツプ１０２，１０４のｔ及びＩｙの式
を変更するのみで実施できることは容易に推察されよ
う。
また演算時間を短縮する為に、ステツプ１０２と１０４
のＬ，ｍ，Ｎ，ｐをテーブルル化してあらかじめ準備し
ておき、実質的に補間演算のみを実行する手法を用いる
こともできる。
のＬ，ｍ，Ｎ，ｐをテーブルル化してあらかじめ準備し
ておき、実質的に補間演算のみを実行する手法を用いる
こともできる。
ＭＲＩの計測シーケンスは種々の手法があり、その手法
ごとに渦電流の影響が異なる場合がある。そこでその手
法ごとに前記ａ，ｂあるいはＬ，ｍ，Ｎ，ｐをテーブル
化しておくのも実際的な方法である。
ごとに渦電流の影響が異なる場合がある。そこでその手
法ごとに前記ａ，ｂあるいはＬ，ｍ，Ｎ，ｐをテーブル
化しておくのも実際的な方法である。
本実施例ではｘ方向，ｙ方向の両方向の歪みについて補
正を行なつたが、どちらか一方のみを補正する手法でも
ボケの改善効果がある。
正を行なつたが、どちらか一方のみを補正する手法でも
ボケの改善効果がある。
便宜上、計測データを２５６×２５６マトリクスで説明
したが、他の任意のマトリクスでも適用できる。
したが、他の任意のマトリクスでも適用できる。
また本実施例は２次元データについての歪み補正を対象
としたが、３次元の計測データに対しても適用できるこ
とは容易に類推できる。
としたが、３次元の計測データに対しても適用できるこ
とは容易に類推できる。
本発明によれば、ＭＲＩ装置から得られた計測信号に含
まれる渦電流の非線形性による歪みを補正することがで
き、再構成画像に生じるぼけを改善した高品質な画像が
得られる。
まれる渦電流の非線形性による歪みを補正することがで
き、再構成画像に生じるぼけを改善した高品質な画像が
得られる。
第１図は本発明の一実施例のフローチヤート、第２図は
電流波形と傾斜磁場波形の補足説明図、第３図はフーリ
エイメージング法の撮像シーケンスの一実施例、第４図
は計測データの２次元フーリエ面上の歪みの補足説明
図、第５図はＭＲＩ装置のブロツク図である。 １０１……計測データ入力、１０２……ｘ方向の対応位
置算出、１０３……Ｂ（Ｋｘ，Ｉｙ）の算出、１０４…
…ｙ方向の対応位置算出、１０５……Ｆ′（Ｋｘ，
Ｋｙ）の算出、１０６……２次元フーリエ変換。
電流波形と傾斜磁場波形の補足説明図、第３図はフーリ
エイメージング法の撮像シーケンスの一実施例、第４図
は計測データの２次元フーリエ面上の歪みの補足説明
図、第５図はＭＲＩ装置のブロツク図である。 １０１……計測データ入力、１０２……ｘ方向の対応位
置算出、１０３……Ｂ（Ｋｘ，Ｉｙ）の算出、１０４…
…ｙ方向の対応位置算出、１０５……Ｆ′（Ｋｘ，
Ｋｙ）の算出、１０６……２次元フーリエ変換。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 黒田 正夫 千葉県柏市新十余二２番１号 株式会社日 立メデイコ技術研究所内 (72)発明者 竹島 弘隆 千葉県柏市新十余二２番１号 株式会社日 立メデイコ技術研究所内 (72)発明者 中村 千賀子 千葉県柏市新十余二２番１号 株式会社日 立メデイコ技術研究所内 審査官 國島 明弘 (56)参考文献 特開 昭60−209154（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−216556（ＪＰ，Ａ)
Claims (5)
- 【請求項１】所定の手順に従って静磁場、傾斜磁場およ
び高周波磁場を発生し、検査対象物における所望の検査
領域からの磁気共鳴信号を検出し、該計測信号に含まれ
る渦電流の非直線性による誤差をフーリエ面上の歪み補
正処理をすることによって画像再構成することを特徴と
する磁気共鳴イメージング装置における画像再構成方
法。 - 【請求項２】前記フーリエ面上の歪み補正処理を、方向
の異なる一次元配列データの補間処理の組み合わせで行
うことを特徴とする請求項第１項の画像再構成方法。 - 【請求項３】前記フーリエ面上の歪み補正処理を、二次
元配列データを二次元補間によって行うことを特徴とす
る請求項第１項の画像再構成方法。 - 【請求項４】前記フーリエ面上の歪み補正処理を、一方
向のみの一次元配列データの補間処理で行うことを特徴
とする請求項第１項の画像再構成方法。 - 【請求項５】前記フーリエ面上の歪み補正処理は、歪み
を表現する係数をあらかじめテーブル化しておき、その
テーブルを参照することにより補間処理を行うことを特
徴とする請求項第１項の画像再構成方法。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1201183A JPH0649034B2 (ja) | 1989-08-04 | 1989-08-04 | 磁気共鳴イメージング装置における画像再構成方法 |
| DE19904091345 DE4091345T1 (de) | 1989-08-04 | 1990-08-02 | Verfahren und vorrichtung zur bildrekonstruktion in einem abbildungsgeraet mit magnetischer resonanz |
| PCT/JP1990/000984 WO1991001684A1 (fr) | 1989-08-04 | 1990-08-02 | Procede et dispositif de reconstruction d'images pour appareil d'imagerie par resonance magnetique |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1201183A JPH0649034B2 (ja) | 1989-08-04 | 1989-08-04 | 磁気共鳴イメージング装置における画像再構成方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0366360A JPH0366360A (ja) | 1991-03-22 |
| JPH0649034B2 true JPH0649034B2 (ja) | 1994-06-29 |
Family
ID=16436725
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1201183A Expired - Fee Related JPH0649034B2 (ja) | 1989-08-04 | 1989-08-04 | 磁気共鳴イメージング装置における画像再構成方法 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0649034B2 (ja) |
| WO (1) | WO1991001684A1 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5370134A (en) * | 1991-05-29 | 1994-12-06 | Orgin Medsystems, Inc. | Method and apparatus for body structure manipulation and dissection |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4591789A (en) * | 1983-12-23 | 1986-05-27 | General Electric Company | Method for correcting image distortion due to gradient nonuniformity |
| JPS62176443A (ja) * | 1986-01-29 | 1987-08-03 | 横河メディカルシステム株式会社 | Ｎｍｒ画像の位置・濃度歪補正装置 |
| JPS62179449A (ja) * | 1986-01-31 | 1987-08-06 | 横河メディカルシステム株式会社 | 核磁気共鳴画像の歪補正装置 |
| JPS63216556A (ja) * | 1987-03-05 | 1988-09-08 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
-
1989
- 1989-08-04 JP JP1201183A patent/JPH0649034B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1990
- 1990-08-02 WO PCT/JP1990/000984 patent/WO1991001684A1/ja not_active Ceased
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0366360A (ja) | 1991-03-22 |
| WO1991001684A1 (fr) | 1991-02-21 |
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|---|---|---|---|
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