CN1115628A - 磁共振成像装置 - Google Patents

磁共振成像装置 Download PDF

Info

Publication number
CN1115628A
CN1115628A CN94108519A CN94108519A CN1115628A CN 1115628 A CN1115628 A CN 1115628A CN 94108519 A CN94108519 A CN 94108519A CN 94108519 A CN94108519 A CN 94108519A CN 1115628 A CN1115628 A CN 1115628A
Authority
CN
China
Prior art keywords
topography
pixel
sensitivity profile
profile data
resulting
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.)
Pending
Application number
CN94108519A
Other languages
English (en)
Inventor
安藤彰英
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Shimadzu Corp
Original Assignee
Shimadzu Corp
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Shimadzu Corp filed Critical Shimadzu Corp
Publication of CN1115628A publication Critical patent/CN1115628A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • 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]
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • 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
    • G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
    • G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
    • G01R33/341—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR comprising surface coils
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • 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
    • G01R33/24—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance for measuring direction or magnitude of magnetic fields or magnetic flux
    • G01R33/246—Spatial mapping of the RF magnetic field B1

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

一种磁共振成像装置。通过从图像的空间频率中析取出低频成分、用灵敏度分布鉴别装置来得到原图像中每一像素之表面线圈的灵敏度分布数据。校正系数计算器通过将预定函数代入灵敏度分布数据来得到校正系数数据。通过对每一像素计算原图像中每一像素的亮度与校正系数数据之乘积，从而确定一具有改善亮度的图像(输出图像)。

Description

磁共振成像装置
本发明涉及磁共振成像装置(或MRI装置)，尤其涉及一种对由MRI装置得到的局部图像的亮度不均进行修正的技术。
在一种用来得到被检查者某一特殊位置例如肩膀或脊柱处的局部图像的MRI装置中，经常使用一表面线圈作为接收由被检查者释放出的核磁共振信号(下文亦称为NMR信号)的线圈。这是因为表面线圈提供高信噪比的局部图像。然而，表面线圈具有这样一种特点，即，随着表面线圈与NMR信号源之间距离的增大其接收灵敏度会降低。这是由于在整个局部图像上灵敏度分布不均而造成的，并因而得到了亮度不均匀的局部图像。
一般而言，在所得到的局部图像中(假定该局部图像在x，y平面中每一像素的亮度i(x，y)可用图像中每一像素的亮度j(x，y)与图像中每一像素之表面线圈的灵敏度分布数据α(x，y)(其中0≤α(x，y)≤1)的乘积来表示，所述每一像素的亮度j(x，y)应在表面线圈具有均匀的灵敏度分布时得到，亮度可用下式表示：
i(x，y)＝j(x，y)*α(x，y)               …(1)
因此，在现有技术的实践中，可使用下式、由实际得到的局部图像中每一像素的亮度i(x，y)来得出图像中每一像素的亮度j(x，y)，所述亮度j(x，y)应在表面线圈具有均匀的灵敏度分布的条件下得到：
(x，y)＝i(x，y)/α(x，y)
      ＝i(x，y)*(1/α(x，y)                      …(2)
常规情况下，由下述方法来确定表面线圈的灵敏度分布数据：
〔方法1〕
用磁场分析法来计算表面线圈的灵敏度分布数据。
即，根据所得到局部图像中每一像素与表面线圈间的位置关系，通过磁场分析来确定能够以最佳灵敏度来接收NMR信号的表面线圈所对应的像素。用于该像素之表面线圈的灵敏度被设置为“1”(最大灵敏度)。接下来，根据相对于灵敏度为“1”之像素的其它像素和表面线圈间的位置关系、通过磁场分析来计算所述其它像素的接收灵敏度比率。确定这些像素之表面线圈的灵敏度值从而得出灵敏度分布数据α(x，y)。
〔方法2〕
用MRI装置拍摄出均匀的幻象，并根据所得到的局部图像中的灵敏度分布由亮度的变化来确定表面线圈的灵敏度分布数据α(x，y)。
〔方法3〕
将带有用MRI装置得到的局部图像之空间频率中低频成分的数据视为与表面线圈的灵敏度分布数据α(x，y)大致相对应。一般而言，表面线圈的灵敏度分布具有平缓的斜率，且其空间频率主要由低频成分组成。将平滑滤波器加在受这种灵敏度分布影响的局部图像上，从而析取出低频成分。将这些低频成分归一化至0到1的范围，并将其视为与表面线圈的灵敏度分布数据α(x，y)大致相对应。
用上述方法中的任一种方法来确定灵敏度分布数据α(x，y)时，将实际得到的局部图像中每一像素的亮度i(x，y)和这些像素之表面线圈的灵敏度分布数据α(x，y)代入上式(2)，得到在表面线圈具有均匀的灵敏度分布时应得到的局部图像，即得到已改善了其亮度均匀性的截面图像。
然而，在用上述方法确定表面线圈的灵敏度分布时会产生下述问题：
用方法1确定灵敏度分布时需化费长时间来进行计算。此外，每当表面线圈的形状或位置发生变化时都必须全部重新计算灵敏度分布数据。
方法2的问题在于为了预先确定表面线圈的灵敏度分布需用MRI装置来拍摄幻像。而且，该方法需进行复杂的处理从而在用MRI装置拍摄得到的被检查者之局部图像与预先确定的灵敏度分布数据间进行校正。
每次由被检查者得到一局部图像时，方法3析取局部图像中所含的低频成分，并确定表面线圈的近似灵敏度分布数据。因此，与用电场分析来确定灵敏度分布数据的方法相比，可用少得多的时间来进行计算，无需在表面线圈的形状或位置再次发生改变时便全部重新计算表面线圈的灵敏度分布数据，重新计算是很费时的。此外，无需预先确定表面线圈的灵敏度分布或用被检查者的局部图像来校正。因此，该方法不具备方法1和2的缺点。
然而，方法3具有以下与上述不同的缺点。
方法3中，从拍摄得到的部分图像中析取低频成分，从而确定灵敏度分布数据。在所拍摄的局部图像不包含受检查的位置的背景部分中，无论灵敏度如何，不带有噪声成分的图像值均为零。所确定的背景部分的灵敏度分布数据趋向小值(接近于零)，这表示了与实际灵敏度大不相同的灵敏度。相应地，当根据所拍摄得到的局部图像及所确定的灵敏度分布数据使用上式(2)来校正亮度时，背景部分的亮度加强。这将造成对于出现在背景部分的噪声成分过分强化，从而降低了图像的质量。
鉴于上文所提及的技术领域之现状提出了本发明。因此，本发明的目的在于提供一种MRI装置，它具有图像校正功能，从而在短时间内由所拍摄得的局部图像获得表面线圈的灵敏度分布数据，并在不强化图像背景部分之噪声的前提下实现亮度校正，以得到极好的图像质量。
根据本发明，通过磁共振图像装置，基于由被检查者释放的、由表面线圈接收到的核磁共振信号(NMR信号)来得到局部图像，该装置包括：
灵敏度分布鉴别器，它通过由已得到的局部图像的空间频率中析取低频成分，得到表面线圈的灵敏度分布数据；
校正系数计算，用它从灵敏度分布数据中得到校正系数数据，当灵敏度分布数据接近于最小值时所述校正系数数据取一小于灵敏度分布数据最小值之倒数的值，当灵敏度分布数据接近于最大值时，所述校正系数数据取一大致相应于灵敏度分布数据最大值之倒数的值；和
输出图像计算器，通过把校正系数数据用于已得到的局部图像、计算出具有改善亮度的局部图像。
首先，灵敏度分布鉴别器通过从局部图像之空间频率中析取低频成分来得到表面线圈的灵敏度分布数据，所述局部图像由MRI装置得到。接下来，校正系数计算器从由灵敏度分布鉴别器接收得到的灵敏度分布数据中推算出校正系数数据。随后，通过把校正系数计算器计算得到的校正系数数据加到已拍摄到的局部图像，从而由输出图像计算器计算出具有改善亮度的局部图像。当灵敏度分布数据接近于最小值时，由校正系数计算器计算得的校正系数数据取小于灵敏度分布数据最小值之倒数的值，而当灵敏度分布数据接近于最大值时，取一大到相应于灵敏度分布数据最大值之倒数的值。相应地，由输出图像计算器得到的局部图像具有以与现有技术相同的作用进行校正的高灵敏度部分，同时抑制了对原图像中具有低灵敏度的部分例如背景部分的亮度校正。因此避免了加强所述部分的噪声成分，从而以适宜的经校正的亮度来产生输出图像。由对所得到的局部图像进行近似来确定灵敏度分布数据，且所化费的时间远少于用磁场分析来确定灵敏度分布数据所需的时间。本发明避免了表面线圈之形状位置每次发生变化时均全部重复计算灵敏度分布数据的费时的运算。此外，它无需预先确定灵敏度分布并在灵敏度分布与被检查者之局部图像之间进行校正。
通过对已获得的图像进行平滑滤波处理，并从局部图像的空间频率中析取出低频成分，可由灵敏度分布鉴别器得到表面线圈的灵敏度分布数据。这实现了对灵敏度分布数据进行高速计算。
灵敏度分布鉴别器可在所得到的局部图像上进行最大滤波处理，也可以使平滑处理作用于最大滤波处理的结果，并从所得到局部图像的空间频率中析取出低频成分。这就实现了对于带有大量黑暗区域的所拍摄图像亦能高度精确地得到灵敏度分布数据。
此外，通过将由灵敏度分布鉴别器接收到的灵敏度分布数据α(x，y)(它被归一化至0到1的范围内)代入等式f(α)＝α2－3α＋3可得到校正系数数据。这确保了获得正确的校正系数数据。
为了说明本发明，在图中示出了几种目前使用的较佳形式以便于理解，然而，本发明并不限于所示出的确定的构造及装置。
图1是示出了采用本发明的MRI装置之概况的示图；
图2是示出了用来校正由MRI装置得到的局部图像之图像校正单元的方框图；
图3示出了与图像相关的表面线圈的灵敏度分布；
图4A示出了与像素位置相关的灵敏度分布；
图4B示出了与像素位置相关的亮度；
图5A示出了均匀灵敏度的条件下与像素位置相关的灵敏度分布；
图5B示出了均匀灵敏度条件下得到的，局部图像中与像素位置相关的亮度；
图6A和6B是由原图像的空间频率中析取出低频成分的顺序的说明图；
图7A至7C是由原图像的空间频率中析取出低频成分的一种不同的顺序的说明图；
图8是 与函数f(α)间关系的示图；
图9是示出了用来得到校正系数数据的一种不同功能的示图；
现将参照附图详细描述本发明的一种较佳实施例。
图1中，标号1表示起重台架，它带有静态磁场形成线圈、倾斜磁场形成线圈、高频脉冲发生线圈及类似元件，这些元件均未示于图中。顶板4支撑被检查者，该被检查者将被进行拍摄的部分(例如肩膀)直接躺在表面线圈3上。以这种状态将被检查者引入起重台架的开口2以进行拍摄。
拍摄以如下方式进行。对倾斜磁场形成线圈进行驱动，从而在由静态磁场形成线圈形成的静态磁场上叠加一线性磁场，以便提供用于层析X射线图象分析的位置信息。随后，驱动高频脉冲发生线圈以产生高频脉冲，用来在被检查者体内激励起核磁共振。由表面线圈3接收随后产生的NMR信号。
将接收到的NMR信号加在图像再生单元5上以产生局部图像。如上文所述，由于表面线圈3在整个局部图像上具有不均匀的灵敏度分布，因此局部图像的亮度缺乏均匀性。所以，图像再生单元5将所得到的局部图像输入图像校正单元6，从而得到具有经过了适宜校正的亮度的局部图像。由图像校正单元6输出的局部图像被显示在例如一监视器上，图中未示出该监视器。
现参照图2描述图像校正装置6的结构。
首先将由图像再生单元5(下文称作“原图像)接收到的局部图像加至灵敏度分布鉴别装置11上。灵敏度分布鉴别装置11从原图像的空间频率中析取出低频成分，并确定表面线圈3的灵敏度分布数据。这灵敏度分布数据被加至校正系数计算器12。根据灵敏度分布数据，校正系数计算器12用一预定的函数来计算校正系数数据。最后，输出图像计算器13将由校正系数计算器12计算得到的校正系数数据加至由图像再生单元5接收到的原图像上，以计算并输出一图像，所述图像具有改善了的亮度均匀性(下文称为“输出图像”)。
接下来，将专门描述图像校正单元6的组件。
首先将描述灵敏度分布数据鉴别器11确定表面线圈3的灵敏度分布数据的方法。
如图3中所示，根据原图像G的表面线圈3的灵敏度分布描绘了随着离开表面线圈3的距离的改变而改变的等场强线的逐渐变化。图4A示出了沿图3中A1—A2线上像素的灵敏度分布的变化。在图4A中，水平轴代表像素的位置，而垂直轴代表灵敏度变化(0至1)。灵敏度“1”称为最高灵敏度，灵敏度“0”称为最低灵敏度。
另一方面，假设对于图5A中所示像素灵敏度为“1”，被检查者特定部位所拍摄得的局部图像的亮度如图5B所示。图5B中，水平轴代表像素的位置，而垂直轴代表亮度变化。
在图4A中所示的灵敏度条件下拍摄图5B中的同一特定部位时，所得到的局部图像将具有如上文所述的、相对应于图4A的灵敏度与图5B的亮度之乘积的亮度。该亮度示于图4B中。
众所周知，通过由具有图4B所示之宽度的局部图像(原图像)的空间频率中析取出低频成分而进行的近似，并将析取得到的数据归一化至0到1的范围，得到了图4A中所示的灵敏度分布。可以由原图像的空间频率中析取出低频成分，这可通过例如对原图像预定单元部分中像素的亮度处理得平滑的方法来实现(即，平滑处理)。
例如，根据上述方法，灵敏度分布鉴别器11通过由原图像的基间频率中析取出低频成分而进行的近似来确定灵敏度分布数据，并将析取得到的数据最一化至0至1的范围内。
尤为特殊的是，如图6A和6B是所示，对于原图像G的每一部分均进行像素亮度的平滑，所述部分例如可以是原图像G四分之一的每一区域21。例如对于像素G1，将图6A所示区域21中的所有像素的平均亮度值作为像素G1的亮度储存在一个未示出的存储器中。在像素G1区，对右面的下一像素G2进行平滑处理。通过将区域21从图6A中所示位置向右转移一个像素至图6B所示位置来进行像素G2的平滑处理。再次将图6B中所示区域21中所有像素的平均亮度值作为像素G2的亮度储存在未图示出的存储器中。对所有剩下的像素进行同样的亮度平滑处理，由此使存储器中储存了由原图像之空间频率中析取出的低频成分。根据进行过平滑处理之像素的位置，区域21可溢出该图像的一端。这时，通过观察图像的上端与下端或左端与右端是否相互连接来建立(或确保)区域21。
在宽广范围内对像素进行宽度平滑处理时平滑区域21的大小并不限于原图像的四分之一。例如，滤波区域21可为原图像大小的一半，或无论原图像大小如何该区域均具有固定的大小。此外，区域21并不局限于图示的长方形状，而可以为圆形的。
通过得到区域21中全部像素的平均值对每一像素进行上述平滑处理。然而，可以通过得到区域21中所有像素的简单和对每一像素进行平滑处理。(例如，对于像素G1，图6A中所示区域21中所有像素的简单和被视为G1的亮度，这用于其它像素)。可对所有像素加权后通过得到区域中所有像素的简单和对每一像素进行平滑处理。可将加权后的简单和除以区域21中像素的数量来得到平均值。这时，将最大加权值给予区域21中的中央像素(例如，图6A中的像素G1)，且对于趋向四周的像素取逐渐变小的加权值。
可在上述平滑处理前先对原图像进行最大滤波处理。最大滤波处理中，用围绕该像素的局部区域中像素的最大亮度代替每一像素。尤为特别的是，如图7A所示，将中央像素g5视作局部区域22(在图中它包含有9个像素)中的从属像素“gm”。析取出局部区域22中的像素g1—g9中的最大亮度，且用析取出的最大亮度来代替从属像素“gm”(g5)的亮度。如图7B所示，连续地将原图像G中所有的像素Gi(i＝1至n，n为原图像G中像素的数目)视作从属像素“gm”，且对于每一相继局部区域22进行图7A所示的处理，这些处理的结果被储存在未图示的第一存储器中。接着，第一存储器储存一图像，在该图像中用围绕像素Gi的局部区域22中析取得到的最大亮度来代替每一像素Gi的亮度。接下来，如图7C中所示，用于平滑的区域21被设置为储存在第一存储器中的图像G’。区域21中所有像素的平均值(或一简单和、如权后的简单和或加权平均值)被视作区域21中央处的像素Gi的亮度，它被储存在未图示出的第二存储器中。如上文所述对每一相继像素通过转移进行平滑处理。因此，亦可用这些处理方法从原图像的空间频率中析取出低频成分。
仅采用上述平滑处理的优点在于处理时间短。然而，在处理带.有大面积黑暗部分的图像时，将同样对黑暗区域中像素的亮度进行平滑，且由此析取得到的低频成分将带有误差。在平滑处理前先进行最大滤波处理(即，用围绕该像素之局部区域中的最大亮度来代替每一从属像素的亮度的处理)与仅进行平滑处理相比需较长的处理时间，但在从具有大面积黑暗部分之图像的空间频率中析取低频成分时可提高其精确性。
在另一方法中，可用低通滤波器从原图像的空间频率中析取出低频成分。即，对原图像进行FFT(快速付里叶变换)处理从而从原图像中析取频率成分。将析取得的频率成分加至低通滤波器从而仅析取出低频成分。这些低频成分经过逆FFT处理从而仅用低频成分形成图像。在这一方法中，从原图像的空间频率中析取出低频成分。
如在上述的平滑处理中，在原图像经过了最大滤波处理后进行FFT，低通滤波器和逆FFT处理。同样在这种情况下，正如平滑处理情况下那样，可以高精确率地从带有大面积黑暗部分之图像的空间频率中析取出低频成分。
采用上述各方法中之一种方法，将从原图像的空间频率中析取出的低频成分归一化至0到1的范围内，从而得到灵敏度分布数据。可以这种途径用近似法(以二分之一阶)迅速地由原图像得到灵敏度分布数据。它避免了现有技术之方法1中的那种情况，即，每当表面线圈3的形状或位置发生变化时，需全部重新计算灵敏度分布数据从而进行了费时的运算。它亦无需进行像方法2中麻烦的操作即预先确定灵敏度分布数据或通过对被检查者的实际拍摄得到的局部图像来校正灵敏度分布系数。
然而，采用以上述方法得到的灵敏度分布数据，所得到的图像背景部分的灵敏度趋向于小于现有技术之方法3中的实际灵敏度。相应地，根据原图像和所得到灵敏度分布数据之倒数的乘积由等式(2)得到输出图像时，原图像位于背景部分的噪声将被强化。因此，根据本发明，得到了校正系数数据，并将它加到原图像上，从而适当地对其亮度进行校正。
校正系数计算器12由下式得到校正系数数据β(x，y)：
β(x，y)＝f(α(x，y))                            …(3)
f(α)＝α2－3α＋3                               …(4)
即，由灵敏度分布鉴别器11对原图像中每一像素所确定的灵敏度分布数据α(x，y)被相继地代入等式(4)，从而得到原图像中每一像素的校正系数数据β(x，y)。
通过运算由校正系数计算器12计算得到的每一像素的校正系数数据β(x，y)和由图像再生单元5输出的原图像中每一像素的宽度i(x，y)的乘积，输出图像计算器12可得到输出图像中每一像素的亮度j(x，y)。该运算使用了下面的等式：
j(x，y)＝i(x，y)*β(x，y)                       …(5)
由表达式 得到上式(4)中的函数f(α)，从而根据泰勒定理用α＝1展开至第二级以输出灵敏度α的倒数。
图8示出了计算等式(4)中的函数f(α)和
Figure A9410851900142
的示图。如由图8中可见的，灵敏度α为最大值“1”时，由等式(4)中的函数f(α)得到的校正系数数据β为“1”，它与代入时的情况相符合。当灵敏度α为最小值0时，代入1/α造成了不确定的校正系数数据β，因而等式(4)中的函数f(α)使校正系数数据β值为“3”。因此，通过使用等式(5)来得到校正系数数据β和原图像每一像素之亮度的乘积，以与现有技术中相同的精确率对原图像中具有高灵敏度α部分的亮度进行校正(根据等式(2)进行亮度校正)，而抑制了原图像中具有低灵敏度α之背景部分的亮度校正，由此可避免对于低灵敏度背景部分之噪声的强化。函数f(α)仅根据加、减和乘来进行运算，并不包括除法如1/α的运算，因此与带有1/α运算的情况相比，减少了计算机的处理时间。
上述灵敏度分布鉴别器11将低频成分归一化至0到1的范围内，也可以不进行这种归一化而原封不动地将析取得的低频成分加至校正系数计算器12。这时，可用下式(6)代替上述的等式(4)、由校正系数计算器12得出校正系数数据β(x，y)：
f(α)＝(α/N)2－3(α/N)＋3                         …(6)其中N为原图像亮度范围内的最大值。
计算校正系数数据β(x，y)的函数并不局限于上述等式(4)(或等式(6))，例如，它也可根据泰勒定理用α＝1将提供了灵敏度α之倒数的表达式1/α展开到第四级来得到。或可使用其它的函数。该函数并不限于曲线函数，它可以是图9中所示多个线性函数的组合。然而，为了在低灵敏度部分的校正与抑制噪声的强化之间取得平衡，当灵敏度α为零时宜使校正系数数据β(x，y)不超过“10”。此外，从减少用于计算校正系数数据β(x，y)之时间的观点看来，函数宜不高于简单的二次函数。
可在不偏离本发明的精神与基本原则的条件下以其它特定形式来实施本发明，相应地，应参见所附权项而不是上述说明来明确本发明的范围。

Claims (7)

1.一种磁共振成像装置，它根据由被检查者释放出、并由表面线圈接收到的核磁共振信号(NMR信号)得到局部图像，其特征在于，所述装置包括：
灵敏度分布鉴别装置，它通过从所得到局部图像的空间频率中析取出低频成分从而得到所述表面线圈的灵敏度分布数据；
校正系数计算装置，它由所述灵敏度分布数据中得到校正系数数据，当所述灵敏度分布数据接近于所述最小值时，所述校正系数数据取小于所述灵敏度分布数据之最小值的倒数的值，当所述灵敏度分布数据接近于所述最大值时，它取大致相应于所述灵敏度分布数据最大值之倒数的值；和
输出图像计算装置，它通过将所述校正系数数据加至所得到的局部图像，从而计算具有改善亮度的局部图像。
2.如权利要求1所述的装置，其特征在于，通过在所得到的所述局部图像上进行平滑处理，并从所得到的所述局部图像之空间频率中析取出低频成分，可用所述灵敏度分布鉴别装置来得到所述表面线圈的所述灵敏度分布数据。
3.如权利要求1所述的装置，其特征在于，可通过在所得到的所述局部图像上进行快速付里时变换(FFT)，使所述局部图像经过低通滤波器，并随后进行逆FFT从而由所得到的所述局部图像的空间频率中析取出低频成分，可用所述灵敏度分布鉴别装置得到所述表面线圈的所述灵敏度分布数据。
4.如权利要求2所述的装置，其特征在于，可用所述灵敏度分布鉴别装置在所得到的所述局部图像上进行最大滤波处理，其中相继地将所得到的所述局部图像中的所有像素视作从属像素，并用围绕所述每一所述像素的局部区域中像素的最大亮度来代替每一所述从属像素，并且将所述平滑过程作用于所述最大滤波过程的结果。
5.如权利要求3所述的装置，其特征在于，可用所述灵敏度分布鉴别装置在所得到的所述局部图像上进行最大滤波处理，其中，相继地将所得到的所述局部图像中所有的像素视作从属象素，且用围绕所述每一所述像素之局部区域中像素的最大亮度来代替每一所述从属像素，从而把快速付里叶变换作用于所述最大滤波过程的结果上，将所述局部图像加至所述低通滤波器，并随后进行所述逆快速付里叶变换。
6.如权利要求1所述的装置，其特征在于，根据加至所述校正系数计算装置的灵敏度分布数据、使用校正系数计算装置由下述等式得到校正系数数据β(x，y)(x，y)为所得到所述局部图像中每一像素在xy平面上的坐标，且α(x，y)被归一化至0至1的范围内)：
β(x，y)＝f(α(x，y))
f(α)＝α2－3α＋3
7.如权利要求1所述的装置，其特征在于，可用所述输出图像计算装置、通过计算亮度i(x，y)(x，y为所得到的所述局部图像中每一像素在xy平面上的坐标)和所述校正系数数据β(x，y)(x，y为得到的所述局部图像中每一像素在xy平面上的坐标)的乘积来确定输出图像。
CN94108519A 1993-07-22 1994-07-22 磁共振成像装置 Pending CN1115628A (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP202828/93 1993-07-22
JP5202828A JPH0731606A (ja) 1993-07-22 1993-07-22 磁気共鳴断層撮影装置

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN1115628A true CN1115628A (zh) 1996-01-31

Family

ID=16463869

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN94108519A Pending CN1115628A (zh) 1993-07-22 1994-07-22 磁共振成像装置

Country Status (5)

Country Link
US (1) US5529069A (zh)
EP (1) EP0635727A1 (zh)
JP (1) JPH0731606A (zh)
KR (1) KR950002719A (zh)
CN (1) CN1115628A (zh)

Cited By (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1299121C (zh) * 2002-08-20 2007-02-07 Ge医疗系统环球技术有限公司 磁共振成像设备
CN1315428C (zh) * 2001-04-04 2007-05-16 Ge医疗系统环球技术有限公司 校正共振频率变化的方法和磁共振成像设备
CN100339047C (zh) * 2003-12-22 2007-09-26 Ge医疗系统环球技术有限公司 磁共振成像设备和磁共振成像方法
CN100423028C (zh) * 2003-09-04 2008-10-01 皇家飞利浦电子股份有限公司 高场强磁共振成像的自适应图像均匀性校正
CN100591269C (zh) * 2006-02-17 2010-02-24 株式会社东芝 数据校正装置、数据校正方法、磁共振成像装置和x射线ct装置
CN101810480A (zh) * 2010-04-16 2010-08-25 上海交通大学 基于缺失数据重构的磁共振图像截断伪影消除方法
CN1955701B (zh) * 2006-09-30 2010-10-06 中国科学院光电技术研究所 一种基于付立叶频谱滤波模块的夏克-哈特曼波前传感器
CN101498773B (zh) * 2008-01-29 2012-05-23 西门子（中国）有限公司 一种提高图像亮度均匀度的方法和装置
CN103424727A (zh) * 2012-05-23 2013-12-04 深圳市贝斯达医疗器械有限公司 一种磁共振图像亮度不均匀修正算法
CN103901378A (zh) * 2012-12-26 2014-07-02 上海联影医疗科技有限公司 磁共振系统中的图像的亮度调节系统和方法
CN107862723A (zh) * 2016-11-07 2018-03-30 上海联影医疗科技有限公司 磁共振成像中的图像重构系统和方法
CN109671036A (zh) * 2018-12-26 2019-04-23 上海联影医疗科技有限公司 一种图像校正方法、装置、计算机设备及存储介质

Families Citing this family (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5311131A (en) * 1992-05-15 1994-05-10 Board Of Regents Of The University Of Washington Magnetic resonance imaging using pattern recognition
EP0695947B1 (de) * 1994-08-03 2001-11-14 Philips Patentverwaltung GmbH MR-Verfahren zur Bestimmung der Kernmagnetisierungsverteilung mit einer Oberflächenspulen-Anordnung
EP0803738B1 (de) * 1996-04-24 2003-04-02 Philips Corporate Intellectual Property GmbH Bild-Synthese-Verfahren zur Erzeugung eines Kombinationsbildes aus Ausgangsbildern
US5722410A (en) * 1996-06-14 1998-03-03 Picker International, Inc. Apparatus and method for automated determination of surface coil coordinates to correct signal inhomogeneities in magnetic resonance signals
US5943433A (en) * 1996-12-30 1999-08-24 General Electric Company Method for correcting inhomogeneity of spatial intensity in an aquired MR image
US6137264A (en) * 1998-03-20 2000-10-24 Dallas Semiconductor Corporation Battery pack
US6081154A (en) * 1998-03-20 2000-06-27 Dallas Semiconductor Circuit for determining the remaining operating life of a system
US6326786B1 (en) * 1998-04-17 2001-12-04 U.S. Philips Corporation Magnetic resonance imaging method and apparatus
JP3952247B2 (ja) * 1999-12-08 2007-08-01 株式会社日立メディコ 核磁気共鳴撮影装置
DE10130071A1 (de) * 2001-06-21 2003-02-13 Philips Corp Intellectual Pty MR-Verfahren und MR-Anordnung mit Mitteln zur Korrektur von Positions- und/oder Lageänderungen von Spulen
DE10221643A1 (de) * 2002-05-15 2003-12-04 Siemens Ag Auswertung zeitlich veränderlicher diagnostischer Vorgänge
JP4664605B2 (ja) * 2004-02-26 2011-04-06 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
DE602005021114D1 (de) * 2005-10-20 2010-06-17 Esaote Spa Kombination von Signalen von Array-Spulen in der Magnetresonanzbildgebung
JP5248010B2 (ja) * 2006-02-17 2013-07-31 株式会社東芝 データ補正装置、データ補正方法、磁気共鳴イメージング装置およびｘ線ｃｔ装置
US7755672B2 (en) * 2006-05-15 2010-07-13 Zoran Corporation Techniques for modifying image field data obtained using illumination sources
JP5575385B2 (ja) * 2007-11-02 2014-08-20 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
JP5618683B2 (ja) * 2010-08-03 2014-11-05 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及び輝度不均一補正方法
US8810242B2 (en) * 2010-08-06 2014-08-19 Kabushiki Kaisha Toshiba Spatial intensity correction for RF shading non-uniformities in MRI
CN104978717A (zh) * 2015-06-11 2015-10-14 沈阳东软医疗系统有限公司 Ct重建图像的处理方法、装置及设备

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS61148358A (ja) * 1984-12-24 1986-07-07 Toshiba Corp 磁気共鳴イメ−ジング装置
US4731865A (en) * 1986-03-27 1988-03-15 General Electric Company Digital image correction
NL8602821A (nl) * 1986-11-07 1988-06-01 Philips Nv Werkwijze en inrichting voor het bepalen van gecorrigeerd mri oppervlaktespoelbeeld.

Cited By (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1315428C (zh) * 2001-04-04 2007-05-16 Ge医疗系统环球技术有限公司 校正共振频率变化的方法和磁共振成像设备
CN1299121C (zh) * 2002-08-20 2007-02-07 Ge医疗系统环球技术有限公司 磁共振成像设备
CN100423028C (zh) * 2003-09-04 2008-10-01 皇家飞利浦电子股份有限公司 高场强磁共振成像的自适应图像均匀性校正
CN100339047C (zh) * 2003-12-22 2007-09-26 Ge医疗系统环球技术有限公司 磁共振成像设备和磁共振成像方法
CN100591269C (zh) * 2006-02-17 2010-02-24 株式会社东芝 数据校正装置、数据校正方法、磁共振成像装置和x射线ct装置
CN1955701B (zh) * 2006-09-30 2010-10-06 中国科学院光电技术研究所 一种基于付立叶频谱滤波模块的夏克-哈特曼波前传感器
CN101498773B (zh) * 2008-01-29 2012-05-23 西门子（中国）有限公司 一种提高图像亮度均匀度的方法和装置
CN101810480A (zh) * 2010-04-16 2010-08-25 上海交通大学 基于缺失数据重构的磁共振图像截断伪影消除方法
CN103424727A (zh) * 2012-05-23 2013-12-04 深圳市贝斯达医疗器械有限公司 一种磁共振图像亮度不均匀修正算法
CN103901378A (zh) * 2012-12-26 2014-07-02 上海联影医疗科技有限公司 磁共振系统中的图像的亮度调节系统和方法
CN103901378B (zh) * 2012-12-26 2018-01-12 深圳联影医疗科技有限公司 磁共振系统中的图像的亮度调节系统和方法
CN107862723A (zh) * 2016-11-07 2018-03-30 上海联影医疗科技有限公司 磁共振成像中的图像重构系统和方法
CN107862723B (zh) * 2016-11-07 2021-10-22 上海联影医疗科技股份有限公司 磁共振成像中的图像重构系统和方法
CN109671036A (zh) * 2018-12-26 2019-04-23 上海联影医疗科技有限公司 一种图像校正方法、装置、计算机设备及存储介质

Also Published As

Publication number Publication date
JPH0731606A (ja) 1995-02-03
EP0635727A1 (en) 1995-01-25
US5529069A (en) 1996-06-25
KR950002719A (ko) 1995-02-16

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN1115628A (zh) 磁共振成像装置
CN1231177C (zh) 磁共振成像方法及实施该方法的装置
CN1794005A (zh) 校正图像中非均匀性的方法及采用该方法的成像设备
EP0280412A2 (en) Image processing
CN1977182A (zh) 涉及对比度处理和扫描参数更新的连续移动平台的磁共振成像
CN1235684A (zh) 匹配x射线图像与基准图像的设备
CN1468583A (zh) 线圈灵敏图生成方法和平行成像方法以及磁共振成像装置
CN104700440B (zh) 磁共振部分k空间图像重建方法
CN1175783C (zh) 正电子断层扫描中热源高分辨快速图像迭代重建方法
CN114140341B (zh) 一种基于深度学习的磁共振图像非均匀场校正方法
CN1605322A (zh) 使扫描图像中的模糊最小化的方法和设备
CN115345953A (zh) 一种dwi-epi图像奈奎斯特重影校正方法
CN115541693A (zh) 前向模型约束的神经网络磁粒子成像重建方法和系统
CN1284118C (zh) 图像中噪声的降低
CN1305008C (zh) 弥散张量核磁成像脑缺血病灶区的自动分割方法
CN1545065A (zh) 用于分析数字图像纹理结构的方法
CN108364325B (zh) 规则样品x射线ct投影图位置平移偏差检测及校正方法
CN1279448A (zh) 卷积处理方法及装置
CN1210671C (zh) 磁共振图像刚性平移运动伪影的自动逆向修正方法
CN1580808A (zh) 失真校正的磁共振测量和磁共振设备
CN113763409B (zh) 一种基于高斯滤波的高维脑核磁图像多阈值分割方法
CN110136217A (zh) 肝脏ct图像增强处理方法及系统
CN1117339C (zh) 成象系统中扫描数据的简化的滤波方法和装置
Zhang et al. A novel medical image registration method based on mutual information and genetic algorithm
CN1550208A (zh) 将磁共振测量方案与检查对象匹配的方法

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C01 Deemed withdrawal of patent application (patent law 1993)
WD01 Invention patent application deemed withdrawn after publication