JPH11309131A - 医療検査用の画像化方法 - Google Patents
医療検査用の画像化方法Info
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- JPH11309131A JPH11309131A JP11072574A JP7257499A JPH11309131A JP H11309131 A JPH11309131 A JP H11309131A JP 11072574 A JP11072574 A JP 11072574A JP 7257499 A JP7257499 A JP 7257499A JP H11309131 A JPH11309131 A JP H11309131A
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- measurement
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- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING OR CALCULATING; COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
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- G06T17/20—Finite element generation, e.g. wire-frame surface description, tesselation
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- G—PHYSICS
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- G06T1/00—General purpose image data processing
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- Computer Graphics (AREA)
- Geometry (AREA)
- Software Systems (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Image Analysis (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 測定値の組が周波数領域（又はｋ空間）で不
規則に分布された測定点から収集される、特にＭＲ検査
である医療検査用の画像化方法に関する。 【解決手段】 空間領域の画像がフーリエ変換により、
測定値から得られる前に、測定値は周波数領域の測定点
の密度に依存して重みづけされなければならない。この
目的のために、測定値はボロノイセルの強度に従って重
み付けされる。
規則に分布された測定点から収集される、特にＭＲ検査
である医療検査用の画像化方法に関する。 【解決手段】 空間領域の画像がフーリエ変換により、
測定値から得られる前に、測定値は周波数領域の測定点
の密度に依存して重みづけされなければならない。この
目的のために、測定値はボロノイセルの強度に従って重
み付けされる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は − 周波数領域に分布した測定点（ｋj ）での一組の測
定値を収集し、 − 測定点の密度に依存して測定値（Ｓ（ｋj ））を重
み付けし、 − 該組の重みづけされた測定値にフーリエ変換を適用
して空間領域で画像を形成する、各段階を含む医療検査
用の画像化方法に関する。
定値を収集し、 − 測定点の密度に依存して測定値（Ｓ（ｋj ））を重
み付けし、 − 該組の重みづけされた測定値にフーリエ変換を適用
して空間領域で画像を形成する、各段階を含む医療検査
用の画像化方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】ＩＳＭＲＭ１９９６、３５９頁にＭＲ
（磁気共鳴）検査の分野用の、この種の方法が開示され
ている。知られている方法によれば重みづけされた測定
値は高速フーリエ変換（ＦＦＴ）が実施可能なようにグ
リッディングカーネルでまずコンボリューションされ
る。ＦＦＴの後に得られた値は完全な画像を得るために
グリッディングカーネルのフーリエ変換により除算され
なければならない。
（磁気共鳴）検査の分野用の、この種の方法が開示され
ている。知られている方法によれば重みづけされた測定
値は高速フーリエ変換（ＦＦＴ）が実施可能なようにグ
リッディングカーネルでまずコンボリューションされ
る。ＦＦＴの後に得られた値は完全な画像を得るために
グリッディングカーネルのフーリエ変換により除算され
なければならない。
【０００３】測定点が周波数領域で等距離に分布されな
い方法の場合には測定点の密度に依存して測定値を重み
づけすることが必要である（密度が低いほど、測定点を
考慮に入れる重みは高い）。そのような不規則な分布の
場合に、空間の間隔（インターバル）当たりの測定点の
数としての密度の通常の決定は意味をなさない。何故な
らばこの測定は空間の間隔の強度の関数として変動し、
無限に小さい空間間隔は適切に考慮され得ないからであ
る。知られている方法によれば測定点は螺旋上に位置
し、又は複数の螺旋の腕上に位置し、測定点の密度は隣
接する螺旋腕の前と次の測定点を結ぶ線に対する垂直な
二等分線に囲まれた表面領域の内容として決定される。
この方法はＥＰＩ型のシーケンス又は測定点の非常に不
規則な分布を有する他のＭＲシーケンスに対して適切で
はない。ＭＲ検査中に、そのような不規則な分布はまた
渦電流又は理想的でない傾斜増幅器又は非対称エコーを
含む方法の使用により発生する。
い方法の場合には測定点の密度に依存して測定値を重み
づけすることが必要である（密度が低いほど、測定点を
考慮に入れる重みは高い）。そのような不規則な分布の
場合に、空間の間隔（インターバル）当たりの測定点の
数としての密度の通常の決定は意味をなさない。何故な
らばこの測定は空間の間隔の強度の関数として変動し、
無限に小さい空間間隔は適切に考慮され得ないからであ
る。知られている方法によれば測定点は螺旋上に位置
し、又は複数の螺旋の腕上に位置し、測定点の密度は隣
接する螺旋腕の前と次の測定点を結ぶ線に対する垂直な
二等分線に囲まれた表面領域の内容として決定される。
この方法はＥＰＩ型のシーケンス又は測定点の非常に不
規則な分布を有する他のＭＲシーケンスに対して適切で
はない。ＭＲ検査中に、そのような不規則な分布はまた
渦電流又は理想的でない傾斜増幅器又は非対称エコーを
含む方法の使用により発生する。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】故に本発明の目的は上
記の種類の方法を、測定点の分布が非常に不規則な分布
の場合にも完全に作動させ、それにより高画質を得るこ
とである。
記の種類の方法を、測定点の分布が非常に不規則な分布
の場合にも完全に作動させ、それにより高画質を得るこ
とである。
【０００５】
【課題を解決するための手段】この目的は測定値は測定
値に関する測定点を囲むボロノイ（Ｖｏｒｏｎｏｉ）セ
ルの強度に従って重み付けされる本発明により達成され
る。本発明はそれぞれの測定点に囲まれたボロノイセル
の強度は問題の測定点の領域で測定点の密度の実質的に
最適な測定を構成するという認識に基づく。故に種々の
測定点で収集された測定値がボロノイセルの強度に従っ
て重みづけされたときにそのように重みづけされた測定
値のフーリエ変換は最適な画像を提供する。
値に関する測定点を囲むボロノイ（Ｖｏｒｏｎｏｉ）セ
ルの強度に従って重み付けされる本発明により達成され
る。本発明はそれぞれの測定点に囲まれたボロノイセル
の強度は問題の測定点の領域で測定点の密度の実質的に
最適な測定を構成するという認識に基づく。故に種々の
測定点で収集された測定値がボロノイセルの強度に従っ
て重みづけされたときにそのように重みづけされた測定
値のフーリエ変換は最適な画像を提供する。
【０００６】ボロノイセルは就中ＡＣＭ Ｃｏｍｐｕｔ
ｉｎｇ Ｓｕｒｖｅｙｓ，Ｖｏｌ．２３，Ｎｏ．３、１
９９１年９月、３４５から３５０頁から知られており、
不規則なポリゴン（測定点が二次元周波数領域内に分布
された場合）又はポリヘドロン（ｐｏｌｙｈｅｄｒｏ
ｎ）（三次元の場合）のことである。これらのボロノイ
セルの境界はその他の測定点より問題の測定点の近くに
位置する周波数領域の全ての点を囲む。
ｉｎｇ Ｓｕｒｖｅｙｓ，Ｖｏｌ．２３，Ｎｏ．３、１
９９１年９月、３４５から３５０頁から知られており、
不規則なポリゴン（測定点が二次元周波数領域内に分布
された場合）又はポリヘドロン（ｐｏｌｙｈｅｄｒｏ
ｎ）（三次元の場合）のことである。これらのボロノイ
セルの境界はその他の測定点より問題の測定点の近くに
位置する周波数領域の全ての点を囲む。
【０００７】本発明は二次元空間の測定点に対して用い
られるのみならず三次元又はより高い次元の画像を得る
ために三次元又はより高い次元の空間（例えば三次元画
像化スペクトロスコピー）に対してもまた用いられる。
故にこの意味で「画像」という用語はその最も広い意味
に解釈されなければならない。更にまた本発明はＭＲ検
査に対してのみならず、Ｘ線コンピュータトモグラフィ
（ＣＴ）にも適切である。ＣＴ画像は通常コンボリュー
ションにより測定値から得られるがこの方法は例えば機
械的な不安定性により測定値が空間に均一に分布されて
いないときにうまくゆかない。しかしながらこの場合に
ＣＴ画像は測定値がその密度に依存して重みづけされな
ければならないフーリエ変換により再構成しうる。
られるのみならず三次元又はより高い次元の画像を得る
ために三次元又はより高い次元の空間（例えば三次元画
像化スペクトロスコピー）に対してもまた用いられる。
故にこの意味で「画像」という用語はその最も広い意味
に解釈されなければならない。更にまた本発明はＭＲ検
査に対してのみならず、Ｘ線コンピュータトモグラフィ
（ＣＴ）にも適切である。ＣＴ画像は通常コンボリュー
ションにより測定値から得られるがこの方法は例えば機
械的な不安定性により測定値が空間に均一に分布されて
いないときにうまくゆかない。しかしながらこの場合に
ＣＴ画像は測定値がその密度に依存して重みづけされな
ければならないフーリエ変換により再構成しうる。
【０００８】計算の量は画像が高速フーリエ変換（ＦＦ
Ｔ）により測定された値から再構成されるときに最小と
なるが；これは測定値がデカルト格子（グリッド）の格
子点にあることを含む。この点に関する方法は請求項２
に開示される。周波数領域の端に位置する測定点のボロ
ノイセルは外側で閉じない。何故ならば更なる測定点は
それを越えて現れないからである。これらの測定点は
（高周波数成分に対応する）故に周波数空間の境界がボ
ロノイセルの外側の境界として用いられる場合に余分の
重みで再構成に入力される。このようにして引き起こさ
れたアーティファクトがその関連された測定点が完全に
囲まれたボロノイセル内に存在する測定値により専ら画
像を再構成することにより回避されるが、測定値の一部
分は再構成で失われる。これは請求項３に開示される方
法のバージョンで回避され、アーティファクトのない画
像が得られる。
Ｔ）により測定された値から再構成されるときに最小と
なるが；これは測定値がデカルト格子（グリッド）の格
子点にあることを含む。この点に関する方法は請求項２
に開示される。周波数領域の端に位置する測定点のボロ
ノイセルは外側で閉じない。何故ならば更なる測定点は
それを越えて現れないからである。これらの測定点は
（高周波数成分に対応する）故に周波数空間の境界がボ
ロノイセルの外側の境界として用いられる場合に余分の
重みで再構成に入力される。このようにして引き起こさ
れたアーティファクトがその関連された測定点が完全に
囲まれたボロノイセル内に存在する測定値により専ら画
像を再構成することにより回避されるが、測定値の一部
分は再構成で失われる。これは請求項３に開示される方
法のバージョンで回避され、アーティファクトのない画
像が得られる。
【０００９】請求項４、５はそれぞれＭＲ検査方法及び
ＭＲシステムに対する本発明による方法の応用を示す。
ＭＲシステムに対する本発明による方法の応用を示す。
【００１０】
【発明の実施の形態】本発明は以下に図面を参照して詳
細に説明される。図１の符号１は例えば１．５テスラの
強度の検査領域（図示せず）のｚ方向に定常で本質的に
均一な磁気を発生する主磁界磁石を示す。ｚ方向は検査
中に患者を保持する検査テーブル（図示せず）の長手方
向に延在する。
細に説明される。図１の符号１は例えば１．５テスラの
強度の検査領域（図示せず）のｚ方向に定常で本質的に
均一な磁気を発生する主磁界磁石を示す。ｚ方向は検査
中に患者を保持する検査テーブル（図示せず）の長手方
向に延在する。
【００１１】３つのコイルシステムを含み、それにより
ｘ，ｙ，ｚ方向にそれぞれ傾斜を有し、ｚ方向に延在す
る磁界傾斜Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚが発生される傾斜コイルシ
ステム２がまた設けられる。傾斜コイルシステム２のた
めの電流はそれぞれの傾斜増幅器３により供給される。
その時間変化は各方向に別々に波形発生器４により付与
される。波形発生器４は計算及び制御ユニット５により
制御され、これは与えられた検査方法に対して要求され
る磁界傾斜Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚの時間変化を計算し、この
変化を波形発生器４にロードする。ＭＲ検査中に、これ
らの信号は波形発生器４から読み出され、傾斜増幅器装
置３に印加され、これは傾斜コイルシステム２に対して
要求される電流を発生する。
ｘ，ｙ，ｚ方向にそれぞれ傾斜を有し、ｚ方向に延在す
る磁界傾斜Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚが発生される傾斜コイルシ
ステム２がまた設けられる。傾斜コイルシステム２のた
めの電流はそれぞれの傾斜増幅器３により供給される。
その時間変化は各方向に別々に波形発生器４により付与
される。波形発生器４は計算及び制御ユニット５により
制御され、これは与えられた検査方法に対して要求され
る磁界傾斜Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚの時間変化を計算し、この
変化を波形発生器４にロードする。ＭＲ検査中に、これ
らの信号は波形発生器４から読み出され、傾斜増幅器装
置３に印加され、これは傾斜コイルシステム２に対して
要求される電流を発生する。
【００１２】制御ユニット５はまたＭＲ画像を表示する
モニタ７を含むワークステーション６と協働する。入力
はキーボード８を介するか又は対話入力ユニット９によ
りなされる。検査ゾーンの核磁化はＲＦ送信機１２の出
力信号を増幅するＲＦ増幅器１１に接続されたＲＦコイ
ル１０からのＲＦパルスにより励起される。ＲＦ送信機
１２ではＲＦパルスの（複素）包絡線が搬送波発振器で
変調され、これは発振器１３により供給され、その周波
数はラーマー周波数（１．５テスラの主磁界の場合には
約６３ＭＨｚである）に対応する。計算及び制御ユニッ
トは送信機１２に結合された発生器１４に複素包絡線を
ロードする。
モニタ７を含むワークステーション６と協働する。入力
はキーボード８を介するか又は対話入力ユニット９によ
りなされる。検査ゾーンの核磁化はＲＦ送信機１２の出
力信号を増幅するＲＦ増幅器１１に接続されたＲＦコイ
ル１０からのＲＦパルスにより励起される。ＲＦ送信機
１２ではＲＦパルスの（複素）包絡線が搬送波発振器で
変調され、これは発振器１３により供給され、その周波
数はラーマー周波数（１．５テスラの主磁界の場合には
約６３ＭＨｚである）に対応する。計算及び制御ユニッ
トは送信機１２に結合された発生器１４に複素包絡線を
ロードする。
【００１３】検査ゾーン内で発生されたＭＲ信号は受信
コイル２０によりピックアップされ、増幅器２１により
増幅される。直交復調器２２では増幅されたＭＲ信号は
発振器１３の２つの９０゜オフセットされた搬送波発振
により変調され、複素ＭＲ信号の実部と虚部と見なしう
る２つの信号を得る。アナログ／デジタル変換器２３に
より離散的なデジタル値に変換の後にＭＲ画像（又はい
くつかのＭＲ画像）は画像処理ユニット２４によりこれ
らのＭＲ信号から再構成される。これらのＭＲ画像はモ
ニタ７上に表示される。
コイル２０によりピックアップされ、増幅器２１により
増幅される。直交復調器２２では増幅されたＭＲ信号は
発振器１３の２つの９０゜オフセットされた搬送波発振
により変調され、複素ＭＲ信号の実部と虚部と見なしう
る２つの信号を得る。アナログ／デジタル変換器２３に
より離散的なデジタル値に変換の後にＭＲ画像（又はい
くつかのＭＲ画像）は画像処理ユニット２４によりこれ
らのＭＲ信号から再構成される。これらのＭＲ画像はモ
ニタ７上に表示される。
【００１４】図２は本発明のＭＲ方法のフローチャート
を示す。初期化（１００）の後に、核磁化は主磁界磁石
１の定常磁界のみならず、ＲＦ磁界からの少なくとも一
つのＲＦパルス及び一以上の磁界傾斜Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚ
が患者が配置されている検査ゾーンに印加される。核磁
化のそのような励起の結果として、ＭＲ信号ｓ（ｔ）は
検査ゾーンに生じ、その信号は段階１０２でＭＲシステ
ムの部品２０．．．２３により受信され、デジタル化さ
れる。段階１０３中に、ＭＲ信号は測定点ｋj でｋ空間
（ＭＲの分野ではｋ空間は周波数領域を意味するものと
理解される）内の核磁化を表す測定値Ｓ（ｋj ）を得る
ために（一次元）フーリエ変換される。必要ならば段階
１０１．．．１０３が測定値Ｓ（ｋj ）が画像再構成に
対して充分な数の測定点ｋjに対して利用可能になるま
で変更されたパラメータで繰り返される。測定値Ｓ（ｋ
j ）のみならず、測定点ｋj も知られていることが重要
である。
を示す。初期化（１００）の後に、核磁化は主磁界磁石
１の定常磁界のみならず、ＲＦ磁界からの少なくとも一
つのＲＦパルス及び一以上の磁界傾斜Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚ
が患者が配置されている検査ゾーンに印加される。核磁
化のそのような励起の結果として、ＭＲ信号ｓ（ｔ）は
検査ゾーンに生じ、その信号は段階１０２でＭＲシステ
ムの部品２０．．．２３により受信され、デジタル化さ
れる。段階１０３中に、ＭＲ信号は測定点ｋj でｋ空間
（ＭＲの分野ではｋ空間は周波数領域を意味するものと
理解される）内の核磁化を表す測定値Ｓ（ｋj ）を得る
ために（一次元）フーリエ変換される。必要ならば段階
１０１．．．１０３が測定値Ｓ（ｋj ）が画像再構成に
対して充分な数の測定点ｋjに対して利用可能になるま
で変更されたパラメータで繰り返される。測定値Ｓ（ｋ
j ）のみならず、測定点ｋj も知られていることが重要
である。
【００１５】次の段階中にボロノイダイアグラムは周波
数領域の一部分に対して段階１０１．．．１０３により
生じた測定点ｋj に関して形成され、これは発生される
ＭＲ画像に対して寄与するように意図され、即ちそれぞ
れの測定点を囲むボロノイセルが全ての測定点に対して
決定される（１０４）。これは測定点ｋ1 ，Ｋ2 ，
ｋ 3 ，ｋ4 のボロノイセルを示す図３を参照して詳細に
説明する。測定点は図３に点として示され、ここでボロ
ノイセル（及び周波数領域の境界）は実線で示される。
数領域の一部分に対して段階１０１．．．１０３により
生じた測定点ｋj に関して形成され、これは発生される
ＭＲ画像に対して寄与するように意図され、即ちそれぞ
れの測定点を囲むボロノイセルが全ての測定点に対して
決定される（１０４）。これは測定点ｋ1 ，Ｋ2 ，
ｋ 3 ，ｋ4 のボロノイセルを示す図３を参照して詳細に
説明する。測定点は図３に点として示され、ここでボロ
ノイセル（及び周波数領域の境界）は実線で示される。
【００１６】ボロノイセルは近傍に位置する測定点の構
成に依存して異なる数の辺を有する不規則なポリゴンで
ある。ボロノイセルの各辺は２つの測定点を結ぶ線に対
する垂直二等分線の一部分である。図３で、これは点ｋ
1 とｋ5 との間の辺ｖ15に対して示される。ボロノイセ
ルに関する垂直二等分線の部分はそれが他の垂直二等分
線により中断される位置で終わる。ボロノイセルの辺上
の全ての点が２つの測定点（例えばｋ1 とｋ5 ）から等
しい距離に存在する。ボロノイセルの全ての頂点は少な
くとも３つの点から等しい距離にある。ボロノイセルの
全ての点は他のいかなる測定点からよりその中に位置す
る測定点からの距離のほうが小さい。
成に依存して異なる数の辺を有する不規則なポリゴンで
ある。ボロノイセルの各辺は２つの測定点を結ぶ線に対
する垂直二等分線の一部分である。図３で、これは点ｋ
1 とｋ5 との間の辺ｖ15に対して示される。ボロノイセ
ルに関する垂直二等分線の部分はそれが他の垂直二等分
線により中断される位置で終わる。ボロノイセルの辺上
の全ての点が２つの測定点（例えばｋ1 とｋ5 ）から等
しい距離に存在する。ボロノイセルの全ての頂点は少な
くとも３つの点から等しい距離にある。ボロノイセルの
全ての点は他のいかなる測定点からよりその中に位置す
る測定点からの距離のほうが小さい。
【００１７】ボロノイセルが測定点が相互により近くに
あるときにより小さいことは上記からわかり、ボロノイ
セルの強度（その表面積）が測定点の密度の適切な測定
（ｍｅａｓｕｒｅ）であることを意味する。故に最適な
再構成は各測定値Ｓ（ｋj ）がそれぞれの測定値に関連
された測定点ｋj を囲むボロノイセルの表面積ΔＦ（ｋ
j ）で重みづけされるときになされる。
あるときにより小さいことは上記からわかり、ボロノイ
セルの強度（その表面積）が測定点の密度の適切な測定
（ｍｅａｓｕｒｅ）であることを意味する。故に最適な
再構成は各測定値Ｓ（ｋj ）がそれぞれの測定値に関連
された測定点ｋj を囲むボロノイセルの表面積ΔＦ（ｋ
j ）で重みづけされるときになされる。
【００１８】しかしながら図３はまた縁に位置する測定
点ｋ4 に対するセルが不釣り合いに大きいことが示され
る。同じことが高空間周波数成分を表す縁に位置する他
の測定点にも生じる。これはこれらのセルの外側の境界
がｋ空間の境界により専ら形成されることによる。ｋ空
間のこれらの縁で測定値が明らかな画像アーティファク
トを導く過剰な重みで再構成に入力されないことを確実
にするためにこれらの表面積はこのゾーンの測定点の密
度の適切な測定であるように、これらの測定点を囲むセ
ルに対する境界を見つける必要がまたある。
点ｋ4 に対するセルが不釣り合いに大きいことが示され
る。同じことが高空間周波数成分を表す縁に位置する他
の測定点にも生じる。これはこれらのセルの外側の境界
がｋ空間の境界により専ら形成されることによる。ｋ空
間のこれらの縁で測定値が明らかな画像アーティファク
トを導く過剰な重みで再構成に入力されないことを確実
にするためにこれらの表面積はこのゾーンの測定点の密
度の適切な測定であるように、これらの測定点を囲むセ
ルに対する境界を見つける必要がまたある。
【００１９】この点に関する一つの可能性はｋ空間のサ
ブゾーンを示す図４に示されている。縁に位置する測定
点は符号ｋa で示される。これらの測定点が直線で相互
接続されたときに包絡線Ｈa は全ての他の測定点を囲む
よう形成される。この包絡線の表面積がＦa とする。縁
に位置する全ての測定点ｋa が存在しないと仮定したと
きにこれらの隣接する測定点ｋi は縁の点となり、これ
らの点を相互接続する直線は全ての他の測定点を囲む包
絡線Ｈi を形成する。その表面積が符号Ｆi により示さ
れるときに、係数αは以下のように決定される：
ブゾーンを示す図４に示されている。縁に位置する測定
点は符号ｋa で示される。これらの測定点が直線で相互
接続されたときに包絡線Ｈa は全ての他の測定点を囲む
よう形成される。この包絡線の表面積がＦa とする。縁
に位置する全ての測定点ｋa が存在しないと仮定したと
きにこれらの隣接する測定点ｋi は縁の点となり、これ
らの点を相互接続する直線は全ての他の測定点を囲む包
絡線Ｈi を形成する。その表面積が符号Ｆi により示さ
れるときに、係数αは以下のように決定される：
【００２０】
【数１】
【００２１】外側の包絡線Ｈa を係数αに関して延ばす
ことにより（この包絡線の中心軌跡に関して）、縁での
測定点に対するボロノイセルの外側境界の外挿に用いら
れ得る合成サンプリング点ｋｓを有する合成包絡線Ｈｓ
が得られる。ボロノイセルが全ての測定点に対して形成
された後で、これらのセルの表面積は段階１０５で計算
され、測定値Ｓ（ｋj ）は段階１０６でΔＦ（ｋj ）で
重みづけされる。
ことにより（この包絡線の中心軌跡に関して）、縁での
測定点に対するボロノイセルの外側境界の外挿に用いら
れ得る合成サンプリング点ｋｓを有する合成包絡線Ｈｓ
が得られる。ボロノイセルが全ての測定点に対して形成
された後で、これらのセルの表面積は段階１０５で計算
され、測定値Ｓ（ｋj ）は段階１０６でΔＦ（ｋj ）で
重みづけされる。
【００２２】離散フーリエ変換を用いることによりＭＲ
画像はこのように得られた重みづけされたＭＲ測定値に
基づき原理的には既に形成されている。しかしながらこ
の方法に対して必要な計算の量はかなり多い。これは高
速フーリエ変換（ＦＦＴ）からＭＲ信号を得ることによ
り顕著に減少されうる。しかしながらこの目的に対して
ｋ空間に均一に分布されたサンプリング点で核磁化の分
布を知ることが必要である。いわゆるグリッディングと
称されるデカルト格子の格子点に対する必要な変換は以
下の関係に従ってなされる：
画像はこのように得られた重みづけされたＭＲ測定値に
基づき原理的には既に形成されている。しかしながらこ
の方法に対して必要な計算の量はかなり多い。これは高
速フーリエ変換（ＦＦＴ）からＭＲ信号を得ることによ
り顕著に減少されうる。しかしながらこの目的に対して
ｋ空間に均一に分布されたサンプリング点で核磁化の分
布を知ることが必要である。いわゆるグリッディングと
称されるデカルト格子の格子点に対する必要な変換は以
下の関係に従ってなされる：
【００２３】
【数２】
【００２４】式２はΔＦ（ｋj ）で重みづけされた測定
値Ｓ（ｋj ）とコンボリューションカーネルＣ（ｋn −
ｋj ）とのコンボリューションを表わし、添字ｎはデカ
ルト格子点のサンプリング点を表し、添字ｊは不規則に
分布された測定点を表す。Ｓ c （ｋj ）はサンプリング
点ｋn に対して決定されるｋ空間での核磁化決定の値で
ある。 図５は差ｋn −ｋj （これはｋ空間内のサンプ
リング点ｋn と測定点ｋj とを連結するベクトルとして
考えられる）の関数としてコンボリューションカーネル
Ｃ（ｋn −ｋj ）の変化を示す。コンボリューションカ
ーネルは対称な釣り鐘型の関数である。Ｃ（ｋn −
ｋj ）は差ｋn −ｋj の広範な値に対して値ゼロを有す
る。図５と関連して、式１ではサンプリング点ｋn での
サンプリング値Ｓc （ｋn ）の計算はサンプリング点ｋ
n の周辺で円形の窓内に存在する測定値Ｓ（ｋj ）のみ
の使用が必要となることがわかる。円形の窓の代わりに
方向ｋｘ，ｋｙで図５に示される形を有する正方形の窓
が選択されうる。その窓はまた図５に示されるより幅広
く又は狭い。しかしながら４ｒから６ｒの幅を有する窓
は実際に満足すべき結果を提供することが明らかとなっ
た。過剰に大きな窓は画像を改善することなく、長い計
算時間を要求する。窓が狭すぎる場合には周期的なバッ
クコンボリューションにより画像にアーティファクトが
生ずる危険がある。
値Ｓ（ｋj ）とコンボリューションカーネルＣ（ｋn −
ｋj ）とのコンボリューションを表わし、添字ｎはデカ
ルト格子点のサンプリング点を表し、添字ｊは不規則に
分布された測定点を表す。Ｓ c （ｋj ）はサンプリング
点ｋn に対して決定されるｋ空間での核磁化決定の値で
ある。 図５は差ｋn −ｋj （これはｋ空間内のサンプ
リング点ｋn と測定点ｋj とを連結するベクトルとして
考えられる）の関数としてコンボリューションカーネル
Ｃ（ｋn −ｋj ）の変化を示す。コンボリューションカ
ーネルは対称な釣り鐘型の関数である。Ｃ（ｋn −
ｋj ）は差ｋn −ｋj の広範な値に対して値ゼロを有す
る。図５と関連して、式１ではサンプリング点ｋn での
サンプリング値Ｓc （ｋn ）の計算はサンプリング点ｋ
n の周辺で円形の窓内に存在する測定値Ｓ（ｋj ）のみ
の使用が必要となることがわかる。円形の窓の代わりに
方向ｋｘ，ｋｙで図５に示される形を有する正方形の窓
が選択されうる。その窓はまた図５に示されるより幅広
く又は狭い。しかしながら４ｒから６ｒの幅を有する窓
は実際に満足すべき結果を提供することが明らかとなっ
た。過剰に大きな窓は画像を改善することなく、長い計
算時間を要求する。窓が狭すぎる場合には周期的なバッ
クコンボリューションにより画像にアーティファクトが
生ずる危険がある。
【００２５】式（２）に従って、段階１０７ではコンボ
リューションはデカルト格子の点ｋ n の全てで実行され
る。しかしながら式（２）に従って逐次格子点の和を計
算する代わりに全ての測定値又は測定点ｋj のサンプリ
ング点ｋn でサンプリング値への寄与を計算し、それに
続きこれらの寄与を他の測定点による既に利用可能な寄
与の和に加えることが効率的である。
リューションはデカルト格子の点ｋ n の全てで実行され
る。しかしながら式（２）に従って逐次格子点の和を計
算する代わりに全ての測定値又は測定点ｋj のサンプリ
ング点ｋn でサンプリング値への寄与を計算し、それに
続きこれらの寄与を他の測定点による既に利用可能な寄
与の和に加えることが効率的である。
【００２６】サンプリング点ｋn でのサンプリング値Ｓ
c （ｋn ）は不規則に分布された測定点ｋj での核磁化
の測定値から計算され、コンボリューションカーネルＣ
（ｋ n −ｋj ）のフーリエ変換によりＭＲ画像Ｉ（ｘ，
ｙ）を得るために（逆）高速フーリエ変換（ＦＦＴ）さ
れる（段階１０８）。（コンボリューションカーネルＣ
（ｋn −ｋj ）のフーリエ変換で）ＭＲ画像のこの重み
を除去するために、得られた分布は次々に画素をコンボ
リューションカーネルのフーリエ変換により除算され
る。ゼロの値による除算を回避するためにコンボリュー
ションカーネルのフーリエ変換は画像空間を通してゼロ
から変動することを確実にしなければならない。これは
コンボリューションカーネルを上記のように比較的小さ
な窓でのみゼロから変動することにより達成可能であ
る。
c （ｋn ）は不規則に分布された測定点ｋj での核磁化
の測定値から計算され、コンボリューションカーネルＣ
（ｋ n −ｋj ）のフーリエ変換によりＭＲ画像Ｉ（ｘ，
ｙ）を得るために（逆）高速フーリエ変換（ＦＦＴ）さ
れる（段階１０８）。（コンボリューションカーネルＣ
（ｋn −ｋj ）のフーリエ変換で）ＭＲ画像のこの重み
を除去するために、得られた分布は次々に画素をコンボ
リューションカーネルのフーリエ変換により除算され
る。ゼロの値による除算を回避するためにコンボリュー
ションカーネルのフーリエ変換は画像空間を通してゼロ
から変動することを確実にしなければならない。これは
コンボリューションカーネルを上記のように比較的小さ
な窓でのみゼロから変動することにより達成可能であ
る。
【００２７】除算段階１０９の後に、ＭＲ画像Ｉ（ｘ，
ｙ）はモニタ上に表示され（段階１１０）、本発明の方
法は終了する（段階１１１）。段階１０７（グリッディ
ング）及び１０９（コンボリューションカーネルのフー
リエ変換による除算）は高速フーリエ変換の代わりに、
離散的フーリエ変換が段階１０８の不規則に分布された
測定点で収集された測定値にわたり実施された場合には
原理的には省略可能である。しかしながら、この方法の
実施は実質的により長い時間を必要とする。
ｙ）はモニタ上に表示され（段階１１０）、本発明の方
法は終了する（段階１１１）。段階１０７（グリッディ
ング）及び１０９（コンボリューションカーネルのフー
リエ変換による除算）は高速フーリエ変換の代わりに、
離散的フーリエ変換が段階１０８の不規則に分布された
測定点で収集された測定値にわたり実施された場合には
原理的には省略可能である。しかしながら、この方法の
実施は実質的により長い時間を必要とする。
【００２８】段階１０４から１１０はまたｋ空間に三次
元的に分布される測定値Ｓ（ｋj ）の組に適用可能であ
る。二次元の場合にはポリゴンの形であったボロノイセ
ルはその場合にはポリヘドロンの形であり、測定値Ｓ
（ｋj ）はこれらのポリヘドロンの体積で重みづけされ
なければならない。
元的に分布される測定値Ｓ（ｋj ）の組に適用可能であ
る。二次元の場合にはポリゴンの形であったボロノイセ
ルはその場合にはポリヘドロンの形であり、測定値Ｓ
（ｋj ）はこれらのポリヘドロンの体積で重みづけされ
なければならない。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明が用いられ得るＭＲシステムを示す。
【図２】本発明による方法のフローチャートを示す。
【図３】周波数領域での測定点に対するボロノイダイア
グラムを示す。
グラムを示す。
【図４】周波数領域の一部分を示す。
【図５】測定値がコンボリューションされるコンボリュ
ーションカーネルを示す。
ーションカーネルを示す。
１ 磁石 ２ 傾斜コイルシステム ３ 傾斜増幅器 ４ 波形発生器 ５ 制御ユニット ６ ワークステーション ７ モニタ ８ キーボード ９ 入力ユニット １０ ＲＦコイル １１ ＲＦ増幅器 １２ ＲＦ送信機 １３ 発振器 １４ 発生器 ２０ 受信コイル ２１ 増幅器 ２２ 直交復調器 ２３ アナログ／デジタル変換器 ２４ 画像処理ユニット ＭＲ信号ｓ（ｔ） Ｓ（ｋj ） 測定値 ｋj ｋ1 ，Ｋ2 ，ｋ3 ，ｋ4 測定点 ｖ 辺 ΔＦ（ｋj ）、Ｆa ボロノイセルの表面積 ｋa 縁に位置する測定点 Ｈi 、Ｈa 包絡線 Ｃ（ｋn −ｋj ） コンボリューションカーネル Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚ 磁界傾斜
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (71)出願人 590000248 Ｇｒｏｅｎｅｗｏｕｄｓｅｗｅｇ １, 5621 ＢＡ Ｅｉｎｄｈｏｖｅｎ， Ｔｈ ｅ Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ (72)発明者 フォルカー ラッシェ ドイツ連邦共和国，22547 ハンブルク, フリードリヒシュルダーヴェーク 63 Ｅ (72)発明者 ラルフ ジンクス ドイツ連邦共和国，20146 ハンブルク, グリンデラレー 73
Claims (5)
- 【請求項１】− 周波数領域に分布した測定点（ｋj ）
での一組の測定値を収集し、 − 測定点の密度に依存して測定値（Ｓ（ｋj ））を重
み付けし、 − 該組の重みづけされた測定値にフーリエ変換を適用
して空間領域で画像を形成する各段階を含む医療検査用
の画像化方法であって、測定値は測定値に関する測定点
を囲むボロノイセルの強度（ΔＦ（ｋj ））に従って重
み付けされることを特徴とする画像化方法。 - 【請求項２】− デカルト格子の格子点（ｋn ）で補間
された値（Ｓ（ｋn ））を決定するために測定された値
（Ｓ（ｋj ））にコンボリューションカーネル（Ｃ（ｋ
n −ｋ j ））を適用し、 − 画像を形成するためにコンボリューションされた測
定値の組に高速フーリエ変換を適用し、 − 該画像のそれぞれの画素に関する画像値のコンボリ
ューションが引き起こした変調を補正する、各段階を含
むことを特徴とする請求項１記載の画像化方法。 - 【請求項３】− 周波数領域の測定範囲の外側に位置
し、外部に位置する測定点（ｋa ）は内側方向でこれら
の点に隣接する測定点（ｋi ）に関してこれらの測定点
から決定される合成サンプリング点（ｋs ）を決定し、 − サンプリング点を考慮に入れる一方で外側の測定点
を囲むボロノイセルの外側の境界を得る、各段階を含む
ことを特徴とする請求項１記載の画像化方法。 - 【請求項４】− 検査ゾーンで核磁化を励起する少なく
とも一つのシーケンスを発生し、 − 検査ゾーンで発生したＭＲ信号を受信し、 − 周波数領域で測定値を抽出するためにフーリエ変換
を打ち切る各段階を含むことを特徴とする請求項１記載
の画像化方法。 - 【請求項５】− 均一で定常な磁界を発生する主磁界磁
石（１）と − 異なる方向に延在する傾斜を有する傾斜磁界を発生
する傾斜コイルシステム（２．．．．４）と − 少なくとも一つのＲＦパルスにより検査ゾーンのス
ライスの核磁化を励起するＲＦコイルシステム（１０）
と、 − 検査ゾーンで発生されたＭＲ信号を受信する受信機
（２０）と、 − ＭＲ信号を打ち切る手段と、 − 周波数領域でＭＲ測定値を収集するために第一のフ
ーリエ変換をなす手段を含む、ＭＲ信号に基づいて検査
ゾーン内に分布する核磁化の再構成のための再構成ユニ
ット（２４）とを含む請求項４記載の方法を実施するＭ
Ｒシステムであって、再構成ユニットは − それぞれの測定点を囲むボロノイセルの強度に従っ
て測定値を重み付ける手段と、 − 該組の重みづけされた測定値にフーリエ変換を適用
することにより空間領域で画像を形成する手段とを設け
られることを特徴とするＭＲシステム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE19812285:3 | 1998-03-20 | ||
| DE19812285A DE19812285A1 (de) | 1998-03-20 | 1998-03-20 | Bildgebendes Verfahren für medizinische Untersuchungen |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11309131A true JPH11309131A (ja) | 1999-11-09 |
Family
ID=7861686
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP11072574A Pending JPH11309131A (ja) | 1998-03-20 | 1999-03-17 | 医療検査用の画像化方法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6288542B1 (ja) |
| EP (1) | EP0944025A3 (ja) |
| JP (1) | JPH11309131A (ja) |
| DE (1) | DE19812285A1 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2018522623A (ja) * | 2015-06-08 | 2018-08-16 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 可変密度サンプリング方式ｍｒｉ |
Families Citing this family (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6839471B1 (en) * | 1999-04-08 | 2005-01-04 | Vogt Iv Robert | Extended discrete fourier transform and parametric image algorithms |
| DE10201063B4 (de) * | 2002-01-14 | 2005-06-02 | Siemens Ag | Gerät und Verfahren, sowie Computersoftware-Produkt zur PPA-Magnetresonanzbildgebung |
| US7603156B2 (en) * | 2003-07-02 | 2009-10-13 | Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc | Systems and methods for phase encode placement |
| DE102006011707B4 (de) * | 2006-03-14 | 2010-11-18 | Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. | Verfahren und Vorrichtung zum Erzeugen einer strukturfreien fiberskopischen Aufnahme |
| DE102007044257A1 (de) * | 2007-09-17 | 2009-03-19 | Forschungszentrum Jülich GmbH | Verfahren zur tomographischen Rekonstruktion einer Messgröße aus einer der Messung zugänglichen Hilfsgröße |
| WO2010047245A1 (ja) * | 2008-10-20 | 2010-04-29 | 株式会社 日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置及び方法 |
| US20100204964A1 (en) * | 2009-02-09 | 2010-08-12 | Utah State University | Lidar-assisted multi-image matching for 3-d model and sensor pose refinement |
| CA2826770C (en) | 2011-02-15 | 2020-06-23 | Hemosonics, Llc | Characterization of blood hemostasis and oxygen transport parameters |
| US9726647B2 (en) | 2015-03-17 | 2017-08-08 | Hemosonics, Llc | Determining mechanical properties via ultrasound-induced resonance |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5850229A (en) * | 1995-12-15 | 1998-12-15 | Raindrop Geomagic, Inc. | Apparatus and method for geometric morphing |
| DE19604519A1 (de) * | 1996-02-08 | 1997-08-14 | Philips Patentverwaltung | MR-Verfahren zur Bestimmung der Magnetfeldinhomogenität im Untersuchungsbereich und MR-Gerät zur Durchführung des Verfahrens |
-
1998
- 1998-03-20 DE DE19812285A patent/DE19812285A1/de not_active Withdrawn
-
1999
- 1999-03-11 EP EP99200781A patent/EP0944025A3/de not_active Withdrawn
- 1999-03-17 JP JP11072574A patent/JPH11309131A/ja active Pending
- 1999-03-19 US US09/273,209 patent/US6288542B1/en not_active Expired - Fee Related
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2018522623A (ja) * | 2015-06-08 | 2018-08-16 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 可変密度サンプリング方式ｍｒｉ |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0944025A3 (de) | 2001-02-07 |
| US6288542B1 (en) | 2001-09-11 |
| EP0944025A2 (de) | 1999-09-22 |
| DE19812285A1 (de) | 1999-09-23 |
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