JPH07255702A - 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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- JPH07255702A JPH07255702A JP6071304A JP7130494A JPH07255702A JP H07255702 A JPH07255702 A JP H07255702A JP 6071304 A JP6071304 A JP 6071304A JP 7130494 A JP7130494 A JP 7130494A JP H07255702 A JPH07255702 A JP H07255702A
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Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】画像加算処理を行うＭＲＩ装置において、画像
間の相対位置のズレを容易且つ正確に修正可能にする。 【構成】２つの画像Ａ，Ｂの差分を演算し（１０１）、
その結果をディスプレイに表示する（１０２）。ディス
プレイに表示された差分画像に基づき、トラックボール
等によりズレ量を入力する(１０３)。入力されたズレ量
分、画像Ｂの画像データを移動した画像と、画像Ａとの
差分をリアルタイムで表示する(１０１，１０２)。差分
画像のズレが最小となるように、この操作を繰返す。差
分画像のズレが最小となった時点で、両画像の加算処理
を行い（１０４）、結果をディスプレイに表示するとと
もに磁気ディスクに保存する（１０５，１０６）。
間の相対位置のズレを容易且つ正確に修正可能にする。 【構成】２つの画像Ａ，Ｂの差分を演算し（１０１）、
その結果をディスプレイに表示する（１０２）。ディス
プレイに表示された差分画像に基づき、トラックボール
等によりズレ量を入力する(１０３)。入力されたズレ量
分、画像Ｂの画像データを移動した画像と、画像Ａとの
差分をリアルタイムで表示する(１０１，１０２)。差分
画像のズレが最小となるように、この操作を繰返す。差
分画像のズレが最小となった時点で、両画像の加算処理
を行い（１０４）、結果をディスプレイに表示するとと
もに磁気ディスクに保存する（１０５，１０６）。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴イメージング装
置（以下、ＭＲＩ装置という）に係わり、特に、画像間
の加算処理を行う場合の、相対位置の修正を容易に行う
ことができるＭＲＩ装置に関する。
置（以下、ＭＲＩ装置という）に係わり、特に、画像間
の加算処理を行う場合の、相対位置の修正を容易に行う
ことができるＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩ装置は、いわゆるＮＭＲ現象を利
用して被検体中の所望の検査部位に相当する断面におけ
る原子核スピン（以下スピンという）の密度分布，緩和
時間分布等を計測して、その計測データから被検体の検
査部位を画像表示するものである。
用して被検体中の所望の検査部位に相当する断面におけ
る原子核スピン（以下スピンという）の密度分布，緩和
時間分布等を計測して、その計測データから被検体の検
査部位を画像表示するものである。
【０００３】このような装置において、磁気共鳴イメー
ジングを行うには、静磁場に傾斜磁場を印加した状態で
高周波磁場パルス（ＲＦパルス）を照射し、被検体の検
査領域から出るＮＭＲ信号を計測する。この際ＮＭＲ信
号を空間情報としてエンコード（符号化）するために傾
斜磁場を印加する。このように得られたＮＭＲ信号デー
タをもとに画像を再構成する。このＭＲ画像では２次元
の位置情報を必要とするため、通常、１回のＮＭＲ信号
計測のために１回の磁化ベクトルの励起を行い、これを
任意の空間解像度分繰返し計測する。一般には１９２か
ら２５６回の繰返し回数計測を行う。これを位相エンコ
ードとよぶ。これにより２次元の位置情報が得られるわ
けであるが、さらに画像のＳ／Ｎを向上させるために加
算処理が行われる。この加算処理は、従来同一位相エン
コードのデータを繰返し計測し、加算平均することによ
り行っている。
ジングを行うには、静磁場に傾斜磁場を印加した状態で
高周波磁場パルス（ＲＦパルス）を照射し、被検体の検
査領域から出るＮＭＲ信号を計測する。この際ＮＭＲ信
号を空間情報としてエンコード（符号化）するために傾
斜磁場を印加する。このように得られたＮＭＲ信号デー
タをもとに画像を再構成する。このＭＲ画像では２次元
の位置情報を必要とするため、通常、１回のＮＭＲ信号
計測のために１回の磁化ベクトルの励起を行い、これを
任意の空間解像度分繰返し計測する。一般には１９２か
ら２５６回の繰返し回数計測を行う。これを位相エンコ
ードとよぶ。これにより２次元の位置情報が得られるわ
けであるが、さらに画像のＳ／Ｎを向上させるために加
算処理が行われる。この加算処理は、従来同一位相エン
コードのデータを繰返し計測し、加算平均することによ
り行っている。
【０００４】しかし、位相エンコードのためのＮＭＲ信
号計測自体、例えば２５６回の繰返しからなる長い計測
時間を要し、加算処理のためにはさらに計測時間が延長
する。この間、被検体は体動を抑制する必要があるが、
幼児等はもとより成人でも長時間は困難であり、また呼
吸に関してはその停止は極く短時間に限られるため、Ｓ
／Ｎの確保は大変困難である。
号計測自体、例えば２５６回の繰返しからなる長い計測
時間を要し、加算処理のためにはさらに計測時間が延長
する。この間、被検体は体動を抑制する必要があるが、
幼児等はもとより成人でも長時間は困難であり、また呼
吸に関してはその停止は極く短時間に限られるため、Ｓ
／Ｎの確保は大変困難である。
【０００５】これに対し、１位相エンコードあたりの加
算回数を削減して１画像あたりの撮像時間を短縮し、同
一条件で複数枚撮影した後、画像間で加算処理を行うこ
とにより、体動の影響を軽減しＳ／Ｎを確保する手法が
ある。ただしこの手法は、各画像の撮影終了から次の撮
像開始までの間で、体動による相対位置のズレが画像加
算時に問題となる。このため、従来では、図４（ｂ）に
示すように２つの画像Ａ，Ｂを加算した結果｛（Ａ＋
Ｂ）／２｝をディスプレイ上に表示し、両者のズレがな
くなるように相対位置の修正を行いながら、修正後の２
画像間の加算結果をリアルタイムに表示し、修正を行っ
ていた。
算回数を削減して１画像あたりの撮像時間を短縮し、同
一条件で複数枚撮影した後、画像間で加算処理を行うこ
とにより、体動の影響を軽減しＳ／Ｎを確保する手法が
ある。ただしこの手法は、各画像の撮影終了から次の撮
像開始までの間で、体動による相対位置のズレが画像加
算時に問題となる。このため、従来では、図４（ｂ）に
示すように２つの画像Ａ，Ｂを加算した結果｛（Ａ＋
Ｂ）／２｝をディスプレイ上に表示し、両者のズレがな
くなるように相対位置の修正を行いながら、修正後の２
画像間の加算結果をリアルタイムに表示し、修正を行っ
ていた。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】しかし、このような従
来のＭＲＩ装置では、加算画像（Ａ＋Ｂ）上での相対位
置のズレは、２画像Ａ，Ｂの重ならない、輝度の低い部
分として認識されるので、画像とのコントラストが小さ
く、認識しにくいという欠点があった。本発明はこのよ
うな従来の問題点に鑑みなされたもので、その目的とす
るところは、画像加算処理時に相対位置のズレを修正す
る際、ディスプレイ上での相対位置のズレの認識性を高
め、修正の正確性と簡易性を向上したＭＲＩ装置を提供
することである。
来のＭＲＩ装置では、加算画像（Ａ＋Ｂ）上での相対位
置のズレは、２画像Ａ，Ｂの重ならない、輝度の低い部
分として認識されるので、画像とのコントラストが小さ
く、認識しにくいという欠点があった。本発明はこのよ
うな従来の問題点に鑑みなされたもので、その目的とす
るところは、画像加算処理時に相対位置のズレを修正す
る際、ディスプレイ上での相対位置のズレの認識性を高
め、修正の正確性と簡易性を向上したＭＲＩ装置を提供
することである。
【０００７】
【課題を解決するための手段】このような目的を達成す
るために本発明のＭＲＩ装置は、核磁気共鳴信号計測に
より順次得られるＮＭＲ信号データを格納するメモリ
と、該メモリに格納された各ＮＭＲ信号データに基づい
て画像を再構成する信号処理部と、再構成された画像を
表示する表示部とを備え、信号処理部は、複数の画像の
相対位置のズレを修正するための加算処理を行うに際
し、２つの画像の差分を演算する機能を有するとともに
差分に基づいて両画像のズレ量を修正する入力手段を備
え、表示部は演算された差分の画像及び入力手段によっ
て修正された後の差分の画像をリアルタイムで表示する
ものである。２より多い数の画像を加算する場合には、
加算される一方の画像は、複数の画像の加算処理した画
像である。
るために本発明のＭＲＩ装置は、核磁気共鳴信号計測に
より順次得られるＮＭＲ信号データを格納するメモリ
と、該メモリに格納された各ＮＭＲ信号データに基づい
て画像を再構成する信号処理部と、再構成された画像を
表示する表示部とを備え、信号処理部は、複数の画像の
相対位置のズレを修正するための加算処理を行うに際
し、２つの画像の差分を演算する機能を有するとともに
差分に基づいて両画像のズレ量を修正する入力手段を備
え、表示部は演算された差分の画像及び入力手段によっ
て修正された後の差分の画像をリアルタイムで表示する
ものである。２より多い数の画像を加算する場合には、
加算される一方の画像は、複数の画像の加算処理した画
像である。
【０００８】
【作用】加算対象画像の相対位置のズレの修正を行いな
がら、それに同時にリアルタイムに画像間の差分処理を
行い、この結果をディスプレイに表示することにより、
相対位置のズレの認識性を高め、体動を含んだ画像間の
加算処理を正確かつ簡易に行うことができる。
がら、それに同時にリアルタイムに画像間の差分処理を
行い、この結果をディスプレイに表示することにより、
相対位置のズレの認識性を高め、体動を含んだ画像間の
加算処理を正確かつ簡易に行うことができる。
【０００９】
【実施例】以下、本発明の一実施例を図３により説明す
る。図３は本発明を適用したMRI装置を示す全体構成の
ブロック説明図である。このＭＲＩ装置は、大別する
と、装置全体を制御する中央処理装置（ＣＰＵ）１と、
撮像シーケンスを制御するシーケンサ２と、ＲＦパルス
を送信するための送信系３と、被検体２２の置かれる空
間に静磁場を発生させるための静磁場発生磁石４と、傾
斜磁場を発生させるための傾斜磁場発生系５と、ＮＭＲ
信号を受信するための受信系６と、ＮＭＲ信号に基づき
画像再構成するための信号処理系７とを備えている。
る。図３は本発明を適用したMRI装置を示す全体構成の
ブロック説明図である。このＭＲＩ装置は、大別する
と、装置全体を制御する中央処理装置（ＣＰＵ）１と、
撮像シーケンスを制御するシーケンサ２と、ＲＦパルス
を送信するための送信系３と、被検体２２の置かれる空
間に静磁場を発生させるための静磁場発生磁石４と、傾
斜磁場を発生させるための傾斜磁場発生系５と、ＮＭＲ
信号を受信するための受信系６と、ＮＭＲ信号に基づき
画像再構成するための信号処理系７とを備えている。
【００１０】ＣＰＵ１は、予め定められたプログラムに
従ってシーケンサ２，送信系３，受信系６，信号処理系
７の各々を制御するものである。シーケンサ２は、ＣＰ
Ｕ１からの制御指令に基づいて動作し、被検体２２の断
層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系３，傾
斜磁場発生系５，受信系６に送るようにしている。
従ってシーケンサ２，送信系３，受信系６，信号処理系
７の各々を制御するものである。シーケンサ２は、ＣＰ
Ｕ１からの制御指令に基づいて動作し、被検体２２の断
層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系３，傾
斜磁場発生系５，受信系６に送るようにしている。
【００１１】送信系３は、高周波発信器８と変調器９と
ＲＦコイルとしての照射コイル１１とを有し、シーケン
サ２の指令により高周波発信器８からのＲＦパルスを変
調器９で振幅変調し、この振幅変調されたＲＦパルスを
高周波振幅器１０を介し増幅して照射コイル１１に供給
することにより、所定のパルス状の電磁波を被検体２２
に照射するようにしている。
ＲＦコイルとしての照射コイル１１とを有し、シーケン
サ２の指令により高周波発信器８からのＲＦパルスを変
調器９で振幅変調し、この振幅変調されたＲＦパルスを
高周波振幅器１０を介し増幅して照射コイル１１に供給
することにより、所定のパルス状の電磁波を被検体２２
に照射するようにしている。
【００１２】静磁場発生磁石４は、被検体２２の回りに
任意の方向に均一な静磁場を発生させるためのものであ
る。この静磁場発生磁石４の内部は、照射コイルの他、
傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル１２と、受信系の
受信コイル１４が設置されている。傾斜磁場発生系は、
互に直交するデカルト座標軸方向にそれぞれ独立に傾斜
磁場を印加できる構成を有する傾斜磁場コイル１２と、
これら傾斜磁場コイル１２に電流を供給する傾斜磁場電
源１３とにより構成する。
任意の方向に均一な静磁場を発生させるためのものであ
る。この静磁場発生磁石４の内部は、照射コイルの他、
傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル１２と、受信系の
受信コイル１４が設置されている。傾斜磁場発生系は、
互に直交するデカルト座標軸方向にそれぞれ独立に傾斜
磁場を印加できる構成を有する傾斜磁場コイル１２と、
これら傾斜磁場コイル１２に電流を供給する傾斜磁場電
源１３とにより構成する。
【００１３】受信系６は、ＲＦコイルとしての受信コイ
ル１４と、受信コイル１４に接続された増幅器１５と、
直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とを有し、被
験体２２からのＮＭＲ信号を受信コイル１４が検出する
と、その信号を増幅器１５，直交位相検波器１６，Ａ／
Ｄ変換器１７を介してデジタル量に変換するとともに、
シーケンサ２からの指令によるタイミングで直交位相検
波器１６によってサンプリングされた二系列の収集デー
タに変換してＣＰＵ１に送るようにしている。
ル１４と、受信コイル１４に接続された増幅器１５と、
直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とを有し、被
験体２２からのＮＭＲ信号を受信コイル１４が検出する
と、その信号を増幅器１５，直交位相検波器１６，Ａ／
Ｄ変換器１７を介してデジタル量に変換するとともに、
シーケンサ２からの指令によるタイミングで直交位相検
波器１６によってサンプリングされた二系列の収集デー
タに変換してＣＰＵ１に送るようにしている。
【００１４】信号処理系７は、磁気ディスク２０，光デ
ィスク１９等の外部記憶装置と、表示部としてＣＲＴ等
からなるディスプレイ１８とを有し、受信系６からのデ
ータがＣＰＵ１に入力されると、ＣＰＵ１が信号処理，
画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体の
所望の断面像をディスプレイ１８に表示するとともに、
外部記憶装置の磁気ディスク２０等に記憶する。
ィスク１９等の外部記憶装置と、表示部としてＣＲＴ等
からなるディスプレイ１８とを有し、受信系６からのデ
ータがＣＰＵ１に入力されると、ＣＰＵ１が信号処理，
画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体の
所望の断面像をディスプレイ１８に表示するとともに、
外部記憶装置の磁気ディスク２０等に記憶する。
【００１５】ここでＣＰＵ１は、フーリエ変換等の演算
の他、再構成された複数の画像データを加算或いは減算
する機能を備え、加算結果及び減算結果をディスプレイ
１８に表示するとともに、減算された結果に基づき、画
像の相対位置のズレを修正を行うための入力手段２１を
備えている。この入力手段としては、トラックボール，
ジョイスティック，キーボード等が用いられる。
の他、再構成された複数の画像データを加算或いは減算
する機能を備え、加算結果及び減算結果をディスプレイ
１８に表示するとともに、減算された結果に基づき、画
像の相対位置のズレを修正を行うための入力手段２１を
備えている。この入力手段としては、トラックボール，
ジョイスティック，キーボード等が用いられる。
【００１６】またシーケンサ内には、例えば図２に示す
ようなシーケンスが組込まれており、このシーケンスに
基づいてＮＭＲ信号を得るようになっている。尚、図２
は、通常のグラジェント計測の励起パルス及び傾斜磁場
パルスを印加するタイミング線図からなっている。図に
おいてＲＦはＲＦパルスの照射のタイミング及び選択励
起のためのエンベロープを示している。Ｇs はスライス
エンコード方向の傾斜磁場印加のタイミングとその振幅
を変えて計測することを示している。Ｇp は位相エンコ
ード方向の傾斜磁場印加のタイミングとその振幅を変え
て計測することを示している。Ｇf は周波数エンコード
方向の傾斜磁場印加のタイミングを示し、Signa１ は計
測されるＮＭＲ信号を示す。Ｓ0〜Ｓ5の区間分けは信号
計測において、高周波磁場パルス及び傾斜磁場パルスを
印加するタイムシーケンスを区間分けしたものである。
なおＧs，Ｇp，Ｇf はそれぞれ直交した方向に印加され
るようになっている。
ようなシーケンスが組込まれており、このシーケンスに
基づいてＮＭＲ信号を得るようになっている。尚、図２
は、通常のグラジェント計測の励起パルス及び傾斜磁場
パルスを印加するタイミング線図からなっている。図に
おいてＲＦはＲＦパルスの照射のタイミング及び選択励
起のためのエンベロープを示している。Ｇs はスライス
エンコード方向の傾斜磁場印加のタイミングとその振幅
を変えて計測することを示している。Ｇp は位相エンコ
ード方向の傾斜磁場印加のタイミングとその振幅を変え
て計測することを示している。Ｇf は周波数エンコード
方向の傾斜磁場印加のタイミングを示し、Signa１ は計
測されるＮＭＲ信号を示す。Ｓ0〜Ｓ5の区間分けは信号
計測において、高周波磁場パルス及び傾斜磁場パルスを
印加するタイムシーケンスを区間分けしたものである。
なおＧs，Ｇp，Ｇf はそれぞれ直交した方向に印加され
るようになっている。
【００１７】このシーケンスでは、計測開始前の準備期
間Ｓ0 の後、Ｓ1 において励起パルスを照射するととも
に、スライス方向傾斜磁場を印加し、所定のスライス断
面の原子核スピン（以下、スピンという）を励起する。
更に休止期間Ｓ2の後、Ｓ3において位相エンコード方向
傾斜磁場を印加し、この方向に関して場所に依存したス
ピンの回転を付加する。これと同時に周波数エンコード
傾斜磁場を印加し、区間Ｓ4 においてＮＭＲ信号を計測
する際に、エコー信号を得るためにスピンを予めディフ
ェイズさせておく。区間Ｓ4 では、周波数エンコード傾
斜磁場を印加することにより、ディフェイズされたスピ
ンがリフェイズされ、ＮＭＲ信号が計測される。Ｓ5 は
休止期間である。
間Ｓ0 の後、Ｓ1 において励起パルスを照射するととも
に、スライス方向傾斜磁場を印加し、所定のスライス断
面の原子核スピン（以下、スピンという）を励起する。
更に休止期間Ｓ2の後、Ｓ3において位相エンコード方向
傾斜磁場を印加し、この方向に関して場所に依存したス
ピンの回転を付加する。これと同時に周波数エンコード
傾斜磁場を印加し、区間Ｓ4 においてＮＭＲ信号を計測
する際に、エコー信号を得るためにスピンを予めディフ
ェイズさせておく。区間Ｓ4 では、周波数エンコード傾
斜磁場を印加することにより、ディフェイズされたスピ
ンがリフェイズされ、ＮＭＲ信号が計測される。Ｓ5 は
休止期間である。
【００１８】このようなシーケンスの位相エンコード傾
斜磁場の強度を変えて、例えば256回繰返しＮＭＲ信号
を計測することにより、画像の構成に必要なＮＭＲ信号
データを得ることができる。周波数エンコード方向の傾
斜磁場は、各位相エンコード毎同じ強度に印加し、周波
数エンコード方向の空間座標を周波数軸に符号化する方
法をとる。すなわち、区間Ｓ1 で印加する位相エンコー
ド傾斜磁場強度が
斜磁場の強度を変えて、例えば256回繰返しＮＭＲ信号
を計測することにより、画像の構成に必要なＮＭＲ信号
データを得ることができる。周波数エンコード方向の傾
斜磁場は、各位相エンコード毎同じ強度に印加し、周波
数エンコード方向の空間座標を周波数軸に符号化する方
法をとる。すなわち、区間Ｓ1 で印加する位相エンコー
ド傾斜磁場強度が
【００１９】γＧp×Ｄ×Ｔp＝−(Ｎp／２)×π，−
{(Ｎp／２)＋１}×π，……{(Ｎp／２)−２}×π，{(Ｎ
p／２)−１}×π となるように、位相エンコード量γＧp×Ｄ×Ｔpをπず
つ変化するように位相エンコード傾斜磁場強度Ｇp を変
える。尚、上式中、γは対象核であるプロトンの磁気回
転比、Ｄは視野直径、Ｎp は位相エンコード数である。
{(Ｎp／２)＋１}×π，……{(Ｎp／２)−２}×π，{(Ｎ
p／２)−１}×π となるように、位相エンコード量γＧp×Ｄ×Ｔpをπず
つ変化するように位相エンコード傾斜磁場強度Ｇp を変
える。尚、上式中、γは対象核であるプロトンの磁気回
転比、Ｄは視野直径、Ｎp は位相エンコード数である。
【００２０】ＮＭＲ信号データは、１位相エンコードに
対して、複数回計測した計測された各データを加算平均
化処理したものでもよいが、体動などによるアーチファ
クトを抑制するためには計測時の加算は削減することが
好ましく、例えば１位相エンコードに対して１つのＮＭ
Ｒ信号を得、位相エンコード量を変えながら１組のＮＭ
Ｒ信号データを得るようにしてもよい。計測時の加算の
削減によるＳ／Ｎの低下は、後述する画像処理時の画像
の加算によって補うことができる。
対して、複数回計測した計測された各データを加算平均
化処理したものでもよいが、体動などによるアーチファ
クトを抑制するためには計測時の加算は削減することが
好ましく、例えば１位相エンコードに対して１つのＮＭ
Ｒ信号を得、位相エンコード量を変えながら１組のＮＭ
Ｒ信号データを得るようにしてもよい。計測時の加算の
削減によるＳ／Ｎの低下は、後述する画像処理時の画像
の加算によって補うことができる。
【００２１】上記シーケンスによって得られるＮＭＲ信
号によるデータは、ＣＰＵ１内のメモリに位相エンコー
ドに基づく順序で各々格納され、画像処理のための計測
生データとなる。通常、この生データはＱＰＳ（直交位
相検波）手法を用いていることから、虚数部分を含むデ
ータとしてＮＭＲ信号が格納されるようになっている。
従って、これを２次元アーリエ変換により再構成するこ
とによって画像が得られる。
号によるデータは、ＣＰＵ１内のメモリに位相エンコー
ドに基づく順序で各々格納され、画像処理のための計測
生データとなる。通常、この生データはＱＰＳ（直交位
相検波）手法を用いていることから、虚数部分を含むデ
ータとしてＮＭＲ信号が格納されるようになっている。
従って、これを２次元アーリエ変換により再構成するこ
とによって画像が得られる。
【００２２】本発明では、このような撮像を同一条件で
複数回繰返すことにより、複数の画像を得、これら画像
をＣＰＵにより加算処理する。次にこの加算処理につい
て説明する。簡単のために２枚の画像間の加算処理を行
う場合を考える。
複数回繰返すことにより、複数の画像を得、これら画像
をＣＰＵにより加算処理する。次にこの加算処理につい
て説明する。簡単のために２枚の画像間の加算処理を行
う場合を考える。
【００２３】まず、ＣＰＵ１は画像データの各画素のも
つ信号強度を２次元データを表現し、２枚の画像のデー
タ配列を図３に示すように、
つ信号強度を２次元データを表現し、２枚の画像のデー
タ配列を図３に示すように、
【００２４】 Ｉ1(ｘ，ｙ)（ｘ＝１，２，……，Ｘ） Ｉ2(ｘ，ｙ)（ｙ＝１，２，……，Ｙ） と表現する。このうち基本となる画像Ａ(Ｉ1(ｘ，ｙ))
をディスプレイ１８上に表示する。次にこの画像に加算
される画像Ｂ(Ｉ2(ｘ，ｙ)）を選択し、はじめに相対位
置を変化させずに以下の差分処理を行う（１０１）。
をディスプレイ１８上に表示する。次にこの画像に加算
される画像Ｂ(Ｉ2(ｘ，ｙ)）を選択し、はじめに相対位
置を変化させずに以下の差分処理を行う（１０１）。
【００２５】 Ｉs(ｘ，ｙ)＝Ｉ1(ｘ，ｙ)−Ｉ2(ｘ，ｙ) そしてその結果をディスプレイ１８上に表示する（１０
２）。ここでもし相対位置がずれているならば、図４
（ａ）に示すように被検体の断層像で信号強度が空間的
に急変している部分（エッジ）の信号が強く表示され
る。この差が最小になるように相対位置のズレを修正す
る（１０３）。ズレの修正は、トラックボール，ジョイ
スティック等の入力装置２１により、画像Ａに対する画
像Ｂの相対位置のズレをｘ方向にΔｘ，ｙ方向にΔｙと
指定する。そして指定後直ちに
２）。ここでもし相対位置がずれているならば、図４
（ａ）に示すように被検体の断層像で信号強度が空間的
に急変している部分（エッジ）の信号が強く表示され
る。この差が最小になるように相対位置のズレを修正す
る（１０３）。ズレの修正は、トラックボール，ジョイ
スティック等の入力装置２１により、画像Ａに対する画
像Ｂの相対位置のズレをｘ方向にΔｘ，ｙ方向にΔｙと
指定する。そして指定後直ちに
【００２６】Ｉ′s(ｘ，ｙ)＝Ｉ1(ｘ，ｙ)−Ｉ2(ｘ−Δ
ｘ，ｙ−Δｙ) を演算後ディスプレイ上に表示する（１０２）。この操
作を必要に応じて繰返し、ズレが最小になった時点で、
ｘ，ｙ−Δｙ) を演算後ディスプレイ上に表示する（１０２）。この操
作を必要に応じて繰返し、ズレが最小になった時点で、
【００２７】 Ｉ(ｘ，ｙ)＝{Ｉ1(ｘ，ｙ)＋Ｉ2(ｘ−ΔＸ，ｙ−ΔＹ)} の加算処理を行い（１０４）、結果をディスプレイ１８
上に表示するとともに磁気ディスク２０に保存する（１
０５，１０６）。さらに３枚以上の画像の加算を行う場
合には、このように加算された画像（Ａ＋Ｂ）を基本画
像として、更に加算される画像の差分を演算・表示し
（１０１，１０２）、相対位置修正する上記の操作を繰
返すことにより、加算処理が実現できる。
上に表示するとともに磁気ディスク２０に保存する（１
０５，１０６）。さらに３枚以上の画像の加算を行う場
合には、このように加算された画像（Ａ＋Ｂ）を基本画
像として、更に加算される画像の差分を演算・表示し
（１０１，１０２）、相対位置修正する上記の操作を繰
返すことにより、加算処理が実現できる。
【００２８】
【発明の効果】以上の説明からも明らかなように、本発
明のＭＲＩ装置によれば、画像加算処理時に、画像の差
分を求め、この結果を表示するとともにリアルタイムで
ズレの修正と修正後の差分の表示を行うようにしたの
で、画像間の相対位置のズレの修正を正確且つ簡易に行
うことができる。
明のＭＲＩ装置によれば、画像加算処理時に、画像の差
分を求め、この結果を表示するとともにリアルタイムで
ズレの修正と修正後の差分の表示を行うようにしたの
で、画像間の相対位置のズレの修正を正確且つ簡易に行
うことができる。
【図１】本発明のＭＲＩ装置の一実施例を示す全体図。
【図２】ＭＲＩ装置において画像データを取得するため
のパルスシーケンスの一実施例を示す図。
のパルスシーケンスの一実施例を示す図。
【図３】本発明のＭＲＩ装置における動作を説明する
図。
図。
【図４】（ａ）は本発明のＭＲＩ装置における画像の相
対位置のズレの修正を説明する図、（ｂ）は従来の画像
の相対位置のズレの修正を説明する図。
対位置のズレの修正を説明する図、（ｂ）は従来の画像
の相対位置のズレの修正を説明する図。
１ ＣＰＵ（信号処理部） １８ ディスプレイ（表示部） ２０ 磁気ディスク（メモリ） ２１ 入力手段
Claims (2)
- 【請求項１】核磁気共鳴信号計測により順次得られるＮ
ＭＲ信号データを格納するメモリと、該メモリに格納さ
れた各ＮＭＲ信号データに基づいて画像を再構成する信
号処理部と、再構成された画像を表示する表示部とを備
えた磁気共鳴イメージング装置において、前記信号処理
部は、複数の画像の相対位置のズレを修正するための加
熱処理を行うに際し、第１及び第２の画像の差分を演算
する機能を有するとともに前記差分に基づいて両画像の
ズレ量を修正する入力手段を備え、前記表示部は前記演
算された差分の画像及び前記入力手段によって修正され
た後の差分の画像をリアルタイムで表示することを特徴
とする磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項２】前記第１又は第２の画像は、複数の画像の
加算処理した画像であることを特徴とする請求項１記載
の磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6071304A JPH07255702A (ja) | 1994-03-17 | 1994-03-17 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6071304A JPH07255702A (ja) | 1994-03-17 | 1994-03-17 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07255702A true JPH07255702A (ja) | 1995-10-09 |
Family
ID=13456775
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6071304A Pending JPH07255702A (ja) | 1994-03-17 | 1994-03-17 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH07255702A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2012213452A (ja) * | 2011-03-31 | 2012-11-08 | Canon Inc | 光干渉断層撮影装置、画像処理装置、画像処理方法、及びプログラム |
-
1994
- 1994-03-17 JP JP6071304A patent/JPH07255702A/ja active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2012213452A (ja) * | 2011-03-31 | 2012-11-08 | Canon Inc | 光干渉断層撮影装置、画像処理装置、画像処理方法、及びプログラム |
| US9010934B2 (en) | 2011-03-31 | 2015-04-21 | Canon Kabushiki Kaisha | Optical coherence tomography apparatus, image processing apparatus, image processing method, and storage medium of program |
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