JP2001161663A - 磁気共鳴画像信号におけるｄｃオフセットの補正 - Google Patents

磁気共鳴画像信号におけるｄｃオフセットの補正

Info

Publication number
JP2001161663A
JP2001161663A JP2000325021A JP2000325021A JP2001161663A JP 2001161663 A JP2001161663 A JP 2001161663A JP 2000325021 A JP2000325021 A JP 2000325021A JP 2000325021 A JP2000325021 A JP 2000325021A JP 2001161663 A JP2001161663 A JP 2001161663A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
offset
spatial distribution
image
data
phase
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
JP2000325021A
Other languages
English (en)
Inventor
Ching-Ming Lai
ライ チン−ミン
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.)
Analogic Corp
Original Assignee
Analogic 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 Analogic Corp filed Critical Analogic Corp
Publication of JP2001161663A publication Critical patent/JP2001161663A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

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]
    • 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
    • G01R33/5659—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the RF magnetic field, e.g. spatial inhomogeneities of the RF magnetic field
    • 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]
    • 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
    • G01R33/56563—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of the main magnetic field B0, e.g. temporal variation of the magnitude or spatial inhomogeneity of B0

Abstract

(57)【要約】 【課題】 従磁気共鳴画像形成信号のＤＣオフセットを
補正するための装置及び方法を提供する。 【解決手段】 磁気共鳴画像形成信号におけるＤＣオフ
セットを補正するための装置及び方法において、位相変
更されたＲＦパルスシーケンスにより、生成されるＤＣ
オフセットによるアーティファクトは、物体画像の中央
部ではなく、その境界に配置されるようになる。生成さ
れるアーティファクトは、ＤＣオフセットにより影響を
受ける画像データの領域を予備計算することにより、か
つ画像データの推定された誤差を用いて、画像の再構成
前に収集されたデータを補正することにより補正するこ
とができる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴画像信号
におけるＤＣオフセットを補正するための装置及び方法
に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来の磁気共鳴画像形成（ＭＲＩ）スキ
ャンでは、スキャンされる物体の核スピンを励磁するた
めに、無線周波数（ＲＦ）のエネルギーパルスが印加さ
れる。スキャンを行うために、物体のスライス（薄片）
が選択される場合には、ＲＦパルスとともにスライスに
垂直な方向に磁場勾配が加えられる。結果として、ＭＲ
Ｉ信号が、共振高周波数で励磁されたスライスから放射
される。磁場勾配は任意の方向に加えることができる。
簡明のために、以下の説明では、スキャンのためにｚ軸
に垂直なスライスが選択されるものと仮定する。従っ
て、以下の説明では一貫して、ＲＦパルスとともに加え
られた磁場勾配は、ｚ軸に沿っている。
【０００３】ｋyが一定の値に設定されたｓ（ｋx，
ｋy）として示される、放射されたＭＲＩ信号は、一般
に「ｋ−空間」と呼ばれる、２次元周波数空間における
スライスの１次元のスペクトルを表す。ＭＲＩ信号の検
出前に、ｋ−空間のｙ方向のＭＲＩ信号の位相のシフト
を引き起こすために、磁場勾配が横方向、すなわちｙ軸
方向に沿ってかけられる。さらに、スピンの「エコー」
を生成することに関連するプロセスに従って、ＭＲＩ信
号を再集束させるために、一般に第２のＲＦパルスが印
加される。こうして第３の直交する次元、すなわちｘ方
向に沿った磁場勾配が、ＭＲＩ信号の収集中にかけられ
る。それゆえ収集されたＭＲＩ信号は、図１の実線１０
０によりｋ−空間内に示されるように、ｙ方向の磁場勾
配の強度及び持続時間に比例した量だけｘ軸方向から離
れた、ｘ軸方向に沿ったスライスの１次元スペクトルを
構成する。
【０００４】スキャンシーケンス中に、ｙ方向勾配の強
度は、図１の破線１０２により示されるように、ｘ軸の
中心から複数の所定の距離だけ離れた、一組のｘ軸方向
の１次元スペクトルを表す、ある範囲の位相シフトを有
する一組のＭＲＩ信号を生成するように変更される。ｋ
−空間のｘ方向は一般に「読出し（readout）」方向と
呼ばれ、ｙ方向は一般に「位相符号化」方向と呼ばれ
る。
【０００５】例えば、各ＭＲＩ信号は、ｋ−空間のｘ方
向に沿って、一定の間隔Δｋxでサンプリングされ、ｎx
個の複素データ点を与えるものと仮定する。ｙ方向勾配
の強さは一定の増分で増加し、ｋ−空間のｙ方向に沿っ
て一定の周波数間隔Δｋyだけ収集された信号は分離さ
れるようになる。十分な数ｎy個のＭＲＩ信号１００が
収集されるとき、スペクトルは一様に分布する。その結
果、スライスｆ（ｘ，ｙ）の空間分布は、ｋ−空間ＭＲ
Ｉ信号の２次元フーリエ変換を用いて再構成することが
できる。すなわち、
【数１】 ただしｓ（ｋx，ｋy）はｋ−空間内の収集されたＭＲＩ
信号を表し、ｆ（ｘ，ｙ）は上記のような画像空間の空
間画像データを表す。
【０００６】このプロセス中に、収集された各ＭＲＩ信
号は最初に、読出し方向（ｘ軸）に沿った第１の次元に
おいてフーリエ変換にかけられ、以下のような中間結果
ｇ（ｘ，ｋy）を生成する。
【数２】
【０００７】その後その中間結果ｇ（ｘ，ｋy）は再度
グループ化され、位相符号化方向（ｙ軸）に沿った第２
の次元においてフーリエ変換され、物体の空間分布関数
ｆ（ｘ，ｙ）が与えられる。
【数３】 ただしｘ及びｙはそれぞれ、Δｘ及びΔｙの空間的な間
隔を持つ、画像平面内の離散位置を表す。
【数４】
【０００８】言い換えると、入力データは、ｋ−空間の
行毎にフーリエ変換され、その後列毎にフーリエ変換さ
れて、空間データｆ（ｘ，ｙ）が得られる。物体画像ｐ
（ｘ，ｙ）は、複素空間関数ｆ（ｘ，ｙ）の大きさとし
て計算される。
【数５】 ただしｆ*（ｘ，ｙ）はｆ（ｘ，ｙ）の共役複素数であ
り、「ｓｑｒｔ」は平方根関数を表す。ＭＲＩ信号ｓ
（ｋx，ｋy）は時間領域データとして収集されることに
留意されたい。空間関数ｆ（ｘ，ｙ）を表すデータは周
波数領域データに対応している。ただしｆ（ｘ，ｙ）の
各点は、ある一定の磁気共鳴周波数に関連する。データ
ｇ（ｘ，ｋy）は、周波数領域の第１の次元と時間領域
の第２の次元とを有する中間データと考えることができ
る。
【０００９】上記の式（１）〜（６）では、間隔Δ
ｋx、Δｋy、Δｘ、Δｙが１つの値の対応するように、
その単位が選択される。このスケールでは、Δｋx、Δ
ｋy、Δｘ、Δｙ離散値は以下のようになる。
【数６】
【００１０】典型的なＭＲＩスキャナの受信機は、瞬時
ＭＲＩ信号を検出するために最適化される。ＲＦ送信機
の近辺では、超高感度のＲＦ受信機は必然的に、低いレ
ベルではあるが、受信可能なレベルの「フィードスル
ー」信号と呼ばれる不要（stray）な送信機信号を検出
する。このＲＦフィードスルー信号は、収集されたベー
スバンドＭＲＩ信号において、対応するＤＣオフセット
を生じるようになる。受信機では、このＤＣオフセット
は、勾配フィールドの中央において物体から放射される
実際のＭＲＩ信号と区別することができないという不都
合がある。結果として、強い強度レベルを有する元々存
在しない点状のアーティファクトが、結果得られる画像
の中央に生成される。こうして中央での実際の画像輝度
は完全に損なわれ、その点状アーティファクトから分離
することができない。問題を複雑にするのは、ＲＦフィ
ードスルーの量はスキャン中に必ずしも一定のままであ
るとは限らないことである。結果として、ＤＣオフセッ
トは、位相符号化された信号間でわずかにドリフトする
場合がある。その結果、点状アーティファクトは、ｙ軸
の方向に沿って広がり、図２に示されるように、画像空
間の中心１０６においてピークを有する線状アーティフ
ァクト１０８となる。線状アーティファクトの長さｌ、
すなわちＤＣオフセットにより影響を受ける画像の画素
の数は、ＲＦ系の安定性に依存する。良好に設計された
システムでは、その長さは数画素に限定される。
【００１１】ＲＦフィードスルーに加えて、ベースバン
ド信号を生成するための役割を果たすＲＦミクサの出
力、及び受信機データチャネルのアナログ／デジタルコ
ンバータもＤＣオフセットの原因となる。ミクサ及びア
ナログ／デジタルコンバータにより生成されるＤＣオフ
セットレベルは一般に、ＲＦフィードスルーに比べて、
非常に小さいレベルである。各ＭＲＩ信号内のＤＣオフ
セットの量は、これら多数の発生源を組み合わせて合成
された量である。
【００１２】点状或いは線状アーティファクトの広がり
及び強度は、ＭＲＩ信号処理により複雑になる。実用上
の理由のために、収集された信号は通常、制限され、例
えば有限のサンプリング長で打ち切られる。そのような
打ち切りにより、画像上に波状のアーティファクトが導
入される。あるスキャンにおいては、ｘ軸方向における
打ち切りの影響を低減するために、ｋ−空間の読出し方
向（ｘ軸）に沿って「窓」関数という手法を適用するこ
とが望ましい。そのようなｋ−空間の窓関数は、画像空
間におけるローパスフィルタ処理と等価である。このフ
ィルタリングの結果として、線状アーティファクト１０
８は、図３に示されるように、ｘ軸方向に沿って生成さ
れた画像に多数の線１０８Ａ、１０８Ｂ、１０８Ｃを含
むように、広がりはじめる。
【００１３】通常、ｙ軸方向における打ち切りの影響
が、より深刻であるため、ｋ−空間の位相符号化方向
（ｙ軸）に沿って第２の窓関数を適用することがさらに
望ましい場合が多い。このｙ軸に沿った第２の窓関数の
結果として、線状アーティファクト１０８Ａは延長され
る。さらに、スキャン時間を低減するために、位相符号
化方向に沿ったｋ−空間の反対側において、収集された
データをヌルＭＲＩ信号で置き換えることが、一般に実
用的である。その場合、ＭＲＩ信号は、「ゼロ充填」と
呼ばれるプロセスで、非常に小さい振幅まで減少する場
合が多い。打ち切りの影響は、ゼロ充填の実施により悪
化し、結果として、画像空間において生成された線状ア
ーティファクト１０８Ａの長さは、さらに延長される。
【００１４】ＲＦフィードスルーに起因するＤＣオフセ
ットの度合は、適切なＲＦ設計、システム構成及び較正
を通して、幾分軽減することができる。しかしながら、
これらの手段によってＤＣオフセットを無視できるほど
のレベルまで低減することは実際には不可能である。Ｄ
Ｃオフセットを軽減するための１つの周知のアプローチ
では、変動する位相においてＲＦパルスが適用されて、
ＭＲＩ信号が、位相符号化毎に２倍或いは４倍で捕捉さ
れる。各位相符号化において生成されたＭＲＩ信号が加
えられ、ＤＣオフセットが実質的に解消される。しかし
ながら、ＲＦフィードスルーレベルはドリフトし続けて
いるため、ＤＣオフセットは完全には解消されず、依然
としてアーティファクト残像が、無視できないレベルで
存在する。さらにこの平均化手法は、非常に長いスキャ
ン時間を要する。
【００１５】別のアプローチは、線状アーティファクト
により影響を受けた画像データを破棄する処理を含む。
例えば、図２及び図３の線状アーティファクト１０８Ａ
を含む画像の中心線に沿った画像データが破棄され、隣
接する線の画素から補間された値により置き換えられ
る。その補間手法は比較的簡単であり、アーティファク
トの無い最終画像を生成するが、このようなアーティフ
ァクトの除去は、問題を伴う。第１に、アーティファク
トは画像の中央領域に生じ、中央領域は多くの場合に、
視認者が最も関心を寄せる領域である。従って補間によ
り、画像の中で最も関心を寄せる領域において、アーテ
ィファクトを重ね合わされた画素の部分の解像度は低下
する。第２に、位相符号化、窓関数及びゼロ充填がシス
テムにより用いられる場合には、結果的な線状アーティ
ファクト１０８Ａは図３に示されるように延長され、こ
うしてｙ軸に沿った画像の中心線を含む画素の全組が実
質的に補間される。より深刻なのは、ｋ−空間の読出し
方向、すなわちｘ軸方向に沿った窓関数が用いられる場
合には、多数の画素の線１０８Ｂ、１０８Ｃが補間によ
る影響を受け、さらにシステム解像度が低下する。
【００１６】
【発明が解決しようとする課題】本発明は、従来技術の
制約を克服するように、磁気共鳴画像形成信号のＤＣオ
フセットを補正するための装置及び方法を提供すること
である。
【００１７】
【課題を解決するための手段】第1の態様では、本発明
は、生成されるＤＣオフセットによるアーティファクト
が、中心ではなく物体画像の周縁部に位置するようにで
きる位相変更された（phase-altered）ＲＦパルスシー
ケンスを提供する。画像の中央付近、すなわち物体のう
ちの最も関心を集める部分において、データの品質にほ
とんど、或いは全く影響を与えないので、そのようなア
ーティファクトの配置は多くの応用形態において許容可
能である。
【００１８】第1の態様の好ましい実施形態は、磁気共
鳴画像形成（ＭＲＩ）スキャナにおいて、ＤＣオフセッ
トにより生じる物体の画像のアーティファクトを軽減す
るための方法を含む。物体は実質的に逆向きの位相から
なるＲＦパルスで励磁され、第１及び第２の組の、信号
成分及びＤＣオフセット成分を含む、実質的に逆向きの
極性からなる位相符号化された信号を生成する。第１及
び第２の組の位相符号化された信号は、実質的にインタ
ーリーブされた順序の位相符号化処理で収集され、第１
及び第２の組のうちの少なくとも一方の極性は逆向きに
なる。このようにして、第１及び第２の組の信号成分は
実質的に同じ極性を有し、第１及び第２の組のＤＣオフ
セット成分は実質的に逆向きの極性を有する。その後第
１及び第２の組は再構成され、物体の画像を生成する。
【００１９】好ましい実施形態では、再構成された物体
の画像は、分割されて物体画像の相対する境界部に配置
されるＤＣオフセットに由来するアーティファクトを含
む。再構成するステップは、フーリエ変換を適用するス
テップを含むことが好ましい。
【００２０】第２の態様では、本発明は、収集されたデ
ータからオフセットを予備計算或いは推定し、画像を再
構成する前に推定されたオフセット値を用いて収集され
たデータを補正することにより、ＤＣオフセットを補正
するための方法及び装置を提供する。このようにして、
補間される画素の数は、理論的に最小数に制限される。
この最小数は、読出し方向及び位相符号化方向のいずれ
においても窓関数によって、或いはゼロ充填の実施によ
って影響を受けることはない。第２の態様の特徴を第１
の態様の特徴と組み合わせることにより、補間される画
素は、従来の手法のように画像の中央ではなく、関心の
少ない領域である画像の境界領域上に配置され、上記の
ような利点を提供する。
【００２１】第２の態様の好ましい実施形態は、磁気共
鳴画像形成スキャナにおいて、ＤＣオフセットにより生
じる物体の画像におけるアーティファクトを軽減するた
めの方法を含む。ＲＦパルスで物体を励磁することによ
り生成されるＭＲＩ信号が、ＭＲＩデータとして収集さ
れる。ＭＲＩデータは、ＭＲＩデータのＤＣオフセット
により生じる空間的な誤差を含むことがわかっている、
画像データのうちの選択された部分を生成するために変
換される。ＤＣオフセットから生じる空間的な誤差が、
画像データの選択された部分において推定される。推定
された空間誤差は、推定ＤＣオフセットを生成するため
に逆フーリエ変換される。収集されたＭＲＩデータは、
推定ＤＣオフセットによって補正され、補正されたＭＲ
Ｉデータを生成する。補正されたＭＲＩデータは再構成
され、実質的にＤＣオフセットによって生じるアーティ
ファクトを含まない画像データを生成する。
【００２２】第２の態様の別の実施形態は、磁気共鳴画
像形成スキャナにおいて、ＤＣオフセットから生じる物
体の画像のアーティファクトを軽減するための方法を含
む。ＲＦパルスで物体を励磁することにより生成された
ＭＲＩ信号が、ＭＲＩデータとして収集される。ＭＲＩ
データは第１の次元に沿って変換され、中間データを生
成する。中間データは第２の次元に沿って変換され、Ｍ
ＲＩデータ内のＤＣオフセットによって生じる空間誤差
を含むことがわかっている、画像データの選択された部
分を生成する。ＤＣオフセットによって生じる空間誤差
が、画像データの選択された部分において推定される。
推定された空間誤差は逆フーリエ変換され、中間データ
のための推定ＤＣオフセットを生成する。中間データは
推定ＤＣオフセットによって補正され、補正された中間
データを生成する。補正された中間データは再構成さ
れ、実質的にＤＣオフセットによって生じるアーティフ
ァクトを含まない画像データを生成する。
【００２３】変換及び逆変換するステップは、フーリエ
変換及び逆フーリエ変換を含むことが好ましい。推定す
るステップは最初に、ＤＣオフセットによって生じるア
ーティファクトを含むことがわかっている、画像アーテ
ィファクト線に沿った画像データの選択された部分の空
間分布を計算するステップを含むことが好ましい。画像
データの選択された部分の第１及び第２の隣接する空間
分布は、アーティファクト線の各側で計算される。アー
ティファクト線の部分は、隣接する空間分布に基づいて
補間される。
【００２４】好ましい実施形態では、補間を行うステッ
プは、第１及び第２の隣接する空間分布を平均化し、平
均化された空間分布を計算するステップと、画像アーテ
ィファクト線空間分布から平均化された空間分布を差し
引いて、差分空間分布を与えるステップとを含む。差分
空間分布に重み関数が適用され、アーティファクトを含
むアーティファクト線の領域を補間し、アーティファク
ト線の他の領域において元の画像データを保持すること
が好ましい。重み関数は、平均化された空間分布と差分
空間分布の相対的な大きさの関数として決定されること
が好ましい。ローパスフィルタ処理関数が、平均化され
た空間分布及び差分空間分布に適用される場合もある。
【００２５】
【発明の実施の形態】以下に、本発明の好ましい実施形
態が、添付の図面を参照しつつ説明されるであろう。
【００２６】本発明の上記及び他の目的、特徴及び利点
は、添付の図面に示されるように、本発明の好ましい実
施形態に関する、より具体的な説明から明らかになるで
あろう。種々の図面全体を通して、同じ部品には同様の
参照符号が付される。図面は必ずしも縮尺通りではな
く、強調されており、むしろ本発明の原理を例示するた
めに与えられる。
【００２７】多数の捕捉した信号から位相符号化された
信号を平均化するための上記の従来の技術では、第１の
信号捕捉のためのＲＦ励磁パルスは、第２の捕捉に対し
て１８０°位相がずれる。従って、第１及び第２の収集
されたＭＲＩ信号は逆の極性を有し、一方そのＤＣオフ
セットは同じままである。第１の収集された信号から第
２の収集された信号を差し引くことにより、結果得られ
る平均化されたＭＲＩ信号は大きさが２倍になり、理想
的にはＤＣオフセットのない状態になる。上記のよう
に、この技術は、ＲＦフィードスルードリフトに起因し
て、かつ過剰な処理時間に起因して性能を制限される。
【００２８】本発明の第１の態様では、位相変更された
ＲＦ励磁パルスが、１回の捕捉において収集される、連
続的な位相符号化されたＭＲＩ信号を励磁するために用
いられる。それゆえ、入れ替わる（alternate）第１及
び第２の位相符号化の組の収集されたＭＲＩ信号は、逆
の極性を有する。第１或いは第２の組の符号を反転する
ことにより、ＭＲＩ信号は同じ極性を有するが、一方、
それらの信号のＤＣオフセット成分は入れ替わる極性を
有する。その後、物体画像は、従来技術に従って再構成
される。しかしながら、信号のＤＣオフセット成分の極
性を入れ替える結果、ＤＣオフセットにより生じるアー
ティファクト１０９Ａ及び１０９Ｂは、図４に示される
ように分割され、画像の相対する境界部にシフトされ
る。このようにして、アーティファクトが、通常最も関
心が集まる領域である画像の中央領域を妨げることはな
い。
【００２９】本発明はさらに、位相変更された平均化処
理に関する従来技術を用いるプロセス或いはシステムに
適用することができる。この場合には、ＲＦパルスの位
相は、位相符号化の各ステップにおけるＭＲＩ信号の多
数の捕捉において変更され、同じ位相符号化ステップの
ＭＲＩ信号が平均化される。さらに、各位相符号化ステ
ップにおけるＲＦパルスの位相は、直近の位相符号化ス
テップのＲＦパルスの位相に対して変更される。例えば
偶数番目の位相符号化ステップのためのＲＦパルスが０
°から１８０°に変化する位相シーケンスで適用される
場合には、奇数番目の位相符号化ステップのためのＲＦ
パルスは、１８０°から０°に変化する位相シーケンス
で適用される。従って、平均化された信号は、画像を再
構成する位相符号化ステップの偶数番目と奇数番目との
間で逆の極性を有する。上記の平均化を用いない位相変
更式のスキャンの場合と同様に、アーティファクトの残
像１０９Ａ及び１０９Ｂは、図４に示されるように、分
割され、中心線に沿って画像の境界部にシフトされる。
【００３０】本発明の位相変更式スキャン技術では、入
れ替わった符号が、位相符号化された信号の入れ替わっ
た奇数番目の組の極性を反転にするように、式（２）及
び（３）の計算に適用される。
【数７】 及び、
【数８】 ただしｋy／Δｋyは、−ｎy／２〜ｎy／２−１の範囲内
の整数であり、
【外１】 は、加算において項の極性が入れ替わる。上記式（６）
及び（７）の位相符号化された信号ｓ（ｋx，ｋy）は、
１回の捕捉によって収集された元のデータ或いは選択に
よっては、多数の捕捉から平均化されたデータを表すこ
とができる。
【００３１】第２の態様に従えば、本発明は、収集され
たデータからＤＣオフセット値を最初に予備計算、或い
は推定することによりＤＣオフセットを補正するための
方法及び装置を提供する。これに従えば、推定されたオ
フセット値が収集されたデータを補正するために適用さ
れ、その後補正されたデータが画像を再構成するために
用いられる。
【００３２】収集された各位相符号化信号におけるＤＣ
オフセットの推定は、以下に詳細に議論されるようない
くつかのステップを含む。
【００３３】第１のステップでは、フーリエ変換を用い
て、中央の画像線に沿って（例えば、位相符号化軸（ｙ
軸）に沿って）画像信号ｇ（０，ｋy）の成分と、中心
線のいずれかの側の２つの隣接する収集された信号成分
ｇ（−Δｘ，ｋy）及びｇ（Δｘ，ｋy）を計算すること
が好ましい。この中心線の複素信号成分は以下のように
計算される。
【数９】
【００３４】隣接する線の複素信号値は同様に以下のよ
うに計算される。
【数１０】 ただしｎxは位相符号化された各信号の複素データ点の
数であり、単一の捕捉から最初に収集されたデータを含
むか、或いは選択によっては多数の捕捉から平均化され
たデータを含む場合がある。
【００３５】全てのデータが収集されるとき、中心線に
沿って全ての位相符号化された信号に対して計算された
成分ｇ（０，ｋy）に基づいてフーリエ変換が計算さ
れ、画像の中心線の空間分布ｆ（０，ｙ）が以下のよう
に与えられる。
【数１１】 ただし
【数１２】
【００３６】同様に、式（１０）及び（１１）の結果に
基づいて、中心線に隣接する２つの線の空間分布ｆ（±
Δｘ，ｙ）が以下のように計算される。
【数１３】
【００３７】式（１２）において与えられる中心線ｆ
（０，ｙ）は、ＤＣオフセットから生じるアーティファ
クトを含む。上記のように、画像データは、隣接する計
算された線ｆ（−Δｘ，ｙ）及びｆ（Δｘ，ｙ）から中
心線に対して以下のように補間することができる。
【数１４】
【００３８】そのような補間された線ｆc（０，ｙ）は
ＤＣオフセットから生じるアーティファクトを実質的に
有さないであろうが、全中心線ｆ（０，ｙ）が補間され
た中心線ｆc（０，ｙ）によって置き換えられたなら、
アーティファクトを含まない中心線の領域において測定
された空間データは失われるであろう。
【００３９】本発明の好ましい実施形態は、補間を通し
て全中心線ｆ（０，ｙ）を中心線ｆ c（０，ｙ）によっ
て置き換えるのではなく、ＤＣオフセットのアーティフ
ァクトによって汚染された中心線ｆ（０，ｙ）の領域の
みを置き換える。先に述べたように、上記の位相符号化
信号技術が用いられるものと仮定すると、この領域は中
心線の２つの周縁部に限定される。他の場所では、測定
されたｆ（０，ｙ）のような中心線の実際のデータが再
構成された画像内に表示されるであろう。
【００４０】中心線データは、測定されたデータｆ
（０，ｙ）から補間されたデータｆc（０，ｙ）まで、
中心線に沿った移行領域上で徐々に変更されることが好
ましい。そのように移行しながら補正することを可能に
するための好ましい技術では、まず、中心線に沿って補
間されたデータと測定されたデータとの間の大きさの差
ｄ（０，ｙ）が以下のように計算される。
【数１５】
【００４１】その際、重み付けされた差ｅ（０，ｙ）は
以下のように計算される。
【数１６】 ただしｗ（ｙ）はＤＣオフセットにより生じるアーティ
ファクトによる汚染領域１１０において１の値を有する
重み関数を表し、図５に示されるように移行領域１１２
上で徐々に０まで減少する。汚染された領域の中心線に
沿ってｍ1個のデータ点があり、移行領域にｍ2個のデー
タ点があるものと仮定すると、重み関数は以下のように
表すことができる。
【数１７】
【００４２】そのような重み関数ｗ（ｙ）を仮定する
と、式（１８）から重み付けされた差ｅ（０，ｙ）は、
全ての測定された中心線上のＤＣオフセットから生じる
推定された誤差を表す。この推定された誤差ｅ（０，
ｙ）に基づいて、収集された各信号に含まれるＤＣオフ
セットを、画像を再構成する前に補正することができ
る。補正のステップは、ｍ1及びｍ2の値の生成を詳細に
説明した後に、以下に記載される。
【００４３】汚染された領域の長さｍ1及び移行領域の
長さｍ2は、予め選択された定数を含む場合がある。汚
染された領域の実際の長さは、各スキャン毎にわずかに
変動する場合があるため、各スキャンにおいて収集され
たデータに基づいて、これらの長さの値ｍ1、ｍ2を決定
することが望ましい場合もある。ｍ1を決定するための
好ましい方法は、式（１７）からの差分値ｄ（０，ｙ）
の大きさ、或いは大きさの二乗（より簡単な場合）を、
中心線の補間された値ｆc（０，ｙ）と比較することで
ある。すなわち以下の２つの式が比較される。
【数１８】
【００４４】値ｕ（ｙ）は、図６に示されるように、最
も高いＤＣオフセット汚染を有する中心線に沿った点、
すなわち−ｎy／２及びｎy／２−１の境界点でｙ／Δｙ
に対応する位置においてピーク値を取り、中央の位置ｙ
＝０に向かって降下する。値ｕ（ｙ）が位置１１４にお
いてｖ（ｙ）のレベルに接近するとき、汚染領域１１０
の境界が指示されている。値ｖ（ｙ）に向かって値ｕ
（ｙ）が降下するのは主に、収集された信号内のＤＣオ
フセットが低速で変動する特性の結果であり、物体によ
って放射されるＭＲＩ信号の信号成分には起因しない。
【００４５】好ましい実施形態は、物体に依存する変動
を最小限するために、ｕ（ｙ）及びｖ（ｙ）の値にロー
パスフィルタをかける。例えば、フィルタリングされた
結果は以下のように計算することができる。
【数１９】
【００４６】ｙ1の位置が、ｕ-（ｙ1）＜ｖ-（ｙ1）の
ような、ｙ軸に沿った位置ｙの集合体の配置から決定さ
れるとき、その位置ｙ1は、汚染された領域の境界を特
徴付けている。別の実施形態では、式（２３）において
適用されるような５つの点の平均化の代わりに、例えば
全中心線に渡って、多数の点の平均化が用いられる場合
もある。別法では、スケールファクタが適用され、閾値
を増減するか、或いは、予め選択された一定の閾値が用
いられる場合もある。汚染された領域の長さｍ 1は、個
々の汚染された各領域の場合に、画像境界とｙ1との間
の点の数として設定することができるか、別法では、汚
染された各領域の大きい方の値、或いは両方の汚染され
た領域の平均数に設定される場合もある。移行領域の長
さｍ2は予め決定されるか、或いはｍ1の値の一部とし
て、各スキャンにおいて収集されたデータから決定され
るようになる。
【００４７】推定された値を用いて、収集されたデータ
値を補正する方法が、以下に説明される。
【００４８】式（１８）からの重み付けされた差分関数
ｅ（０，ｙ）は、ＤＣオフセット値の２次元のフーリエ
変換の結果のような、中央線ｘ＝０に沿った空間分布ｆ
（ｘ，ｙ）の誤差成分とみなすことができる。２つの境
界ｙ＝−ｎyΔｙ／２及びｙ＝ｎyΔｙ／２−Δｙ付近の
領域においてのみ０ではないが、ｆ（０，ｙ）と同様
に、重み付けされた差ｅ（０，ｙ）はｎy個の複素数点
を有する。ｙ次元に沿って重み付けされた差分関数差ｅ
（０，ｙ）において逆フーリエ変換が実行され、以下の
ような中心線ｘ＝０に沿ったｇ（ｘ，ｋy）の等価な誤
差成分を得る。
【数２０】
【００４９】誤差成分ｇc（０，ｋy）の各点は、位相符
号化された信号に含まれるＤＣオフセットの１次元のフ
ーリエ変換とみなすことができる。それゆえ位相符号化
された各信号ｓ（ｋx，ｋy）内のＤＣオフセットは、以
下のように、ｘ次元の誤差成分ｇc（０，ｋy）の逆フー
リエ変換として計算することができる。
【数２１】
【００５０】上記の式（２５）に従って計算されたＤＣ
オフセット誤差値ｓc（ｋx，ｋy）は、予想されるよう
に読出し方向ｋxには依存せず、スキャン中のＤＣオフ
セットのドリフトの結果として、位相符号化方向ｋyに
対して徐々に変動することに留意されたい。
【００５１】最初に収集された位相符号化された各信号
ｓ（ｋx，ｋy）は次に、対応する計算されたＤＣオフセ
ット誤差値ｓc（ｋx，ｋy）によって補正され、以下の
ような補正された信号ｓ´（ｋx，ｋy）を生成する。
【数２２】
【００５２】補正された信号ｓ´（ｋx，ｋy）を用い
て、物体の空間分布ｆ（ｘ，ｙ）を再構成するとき、画
像の中央線においてＤＣオフセットにより引き起こされ
るアーティファクトは存在しないであろう。式（１）及
び（２）に戻ると、画像の２次元フーリエ変換による再
構成は以下のように計算することができる。
【数２３】 或いは、
【数２４】 その後式（３）の計算が行われる。このようにして、従
来の技術と同様に全中心線の代わりに、ＤＣオフセット
により汚染される中心線に沿ったいくつかの点のみが、
最終的な画像に再配置、或いは補間される。
【００５３】以下の節では、特別な場合に上記の計算を
簡略化するための技術が説明される。
【００５４】ＤＣオフセット値を推定し、その後その推
定された値を用いて収集された信号を補正する上記プロ
セスでは、再構成する前に、推定及び補正のステップが
実行される。この予備計算機構は、読出し方向（ｋ−空
間のｘ軸）に沿って窓関数ｗ x（ｋx）が適用される場合
にのみ必要であり、第１次元のフーリエ変換は、式（２
８）に従って行われるのではなく、以下により計算され
る。
【数２５】
【００５５】通常、読出し窓関数は必ずしも必要ではな
く、式（２８）の計算が、再構成プロセスの第１次元の
フーリエ変換として用いられる。この一般的な状況で
は、ＤＣオフセット値を予備計算する必要はない。再構
成に関する第１次元のフーリエ変換は、位相符号化され
た各信号が収集されると、式（８）に与えられるよう
に、リアルタイムに実行することができる。スキャンの
終了時に、式（９）の中心線ｇ（０，ｋy）の複素信号
値、並びに式（１０）及び（１１）の２つの隣接する成
分ｇ（−Δｘ，ｋy）及びｇ（Δｘ，ｋy）は既に、式
（８）の計算結果に含まれている。それゆえ、式（９）
〜（１１）の計算を繰返し行うことは省略することがで
きる。
【００５６】式（１２）〜（２３）によって与えられる
残りの計算を用いて、重み付けされた差分関数ｅ（０，
ｙ）を決定するとき、中心線ｘ＝０に沿ったｇ（０，ｋ
y）等価誤差成分は、式（２４）に与えられるように計
算することができる。その際、ｇc（０，ｋy）の値を用
いて、式（８）のｇ（０，ｋy）に含まれる誤差を補正
する。その場合、収集されたデータに含まれるＤＣオフ
セットから生じる誤差は、以下のようになる。
【数２６】
【００５７】その後補正された第１次元のフーリエ変換
結果ｇ´（ｘ，ｋy）は、式（３）と同様に、第２次元
のフーリエ変換のために用いられる。
【数２７】 ただし位相符号化窓関数ｗx（ｋx）は、一般的な場合を
例示するために含まれる。上記の通常のゼロ充填の実施
も、式（３１）の計算に含まれる場合もあり、その場合
には、ゼロ充填後のｙ次元の点の数ｎyは、実際に収集
されたデータ点の数より多くなり、ｇ´（ｘ，ｋy）の
ための値は、その延長された点に対しては０に設定され
る。
【００５８】この場合に、式（２５）及び（２６）の計
算も同様に省略できることに、さらに留意されたい。そ
れゆえ、必要のない場合には、再構成プロセスにおける
読出し方向に沿った窓関数ｗx（ｋx）を避けることが好
ましい。上記のように、読出し窓関数ｗx（ｋx）を用い
ない再構成は、リアルタイム画像再構成を可能にするだ
けでなく、推定及び補正ステップに必要とされる計算の
量を大きく減らすこともできる。
【００５９】読出し窓関数ｗx（ｋx）を用いないばかり
でなく、位相符号化窓関数ｗy（ｋy）或いはゼロ充填も
行わないような、可能性の低い場合には、計算はより簡
略化することができる。この状況では、式（７）に従っ
て空間分布ｆ（ｘ，ｙ）の再構成をした後に、推定及び
補正ステップを実行することができる。再構成された空
間分布ｆ（ｘ，ｙ）から利用できるため、式（１２）〜
（１５）におけるｆ（０，ｙ）、ｆ（−Δｘ，ｙ）及び
ｆ（Δｘ，ｙ）の場合の計算は省略することができる。
それゆえ、重み付けされた差分ｅ（０，ｙ）は、式（１
６）〜（２３）に従って計算され、その結果得られる補
正は、空間分布関数ｆ（ｘ，ｙ）の中心線に直接適用さ
れる。すなわち中心線ｆ（０，ｙ）の値は、ｆ（０，
ｙ）−ｅ（０，ｙ）によって置き換えることができる。
【数２８】
【００６０】その際、補正された中心線ｆ（ｘ，ｙ）を
用いて、式（６）に与えられるような、ＤＣオフセット
によるアーティファクトのない物体画像の大きさを計算
する。
【００６１】上記のＤＣオフセットの推定及び補正のプ
ロセスは、２次元のスキャンシーケンスに基づいてお
り、それにより各スライスは、２次元のフーリエ変換に
従って再構成される。その方法は３次元スキャンシーケ
ンスに拡張することができ、それにより物体の全体積が
３次元フーリエ変換により再構成される。３次元スキャ
ンでは、位相符号化はｙ次元及びｚ次元の両方に対して
必要とされ、ＤＣオフセットによるアーティファクト１
２０は、図７に示されるようにｘ軸に垂直な中央のスラ
イス上に現れる。上記の本発明の技術による位相符号化
次元（ｙ軸）における位相変更されたＲＦパルス励磁
は、図８に示されるように位相符号化次元に沿って、ア
ーティファクトを分割し、アーティファクト１２２Ａ及
び１１２Ｂを画像の境界にシフトする。また位相変更さ
れたＲＦ励磁は、ｘ次元に沿った位相符号化のためにも
用いられ、その場合には、図９に示されるように、生成
されたＤＣオフセットによるアーティファクト１２４
Ａ、１２４Ｂ、１２４Ｃ、１２４Ｄは分割され、ｙ次元
及びｚ次元に沿って画像の角の境界にさらにシフトされ
る。ｚ次元に沿った位相符号化は必須ではない。なぜな
ら、ｙ次元における位相変更された符号化によって、ア
ーティファクトは既に中央領域から十分に離隔してシフ
トされているためである。
【００６２】３次元ＭＲＩ画像形成技術においてＤＣオ
フセットによって生じるアーティファクトの補正のため
の２つのアプローチがここで説明される。
【００６３】第１のアプローチでは、３次元スキャンシ
ーケンスは、連続的な多数の２次元スキャンシーケンス
として処理される。各ｚ次元位相符号化で収集されるＭ
ＲＩ信号が、上記の推定及び補正技術と同じように処理
される。３次元フーリエ変換は、ＤＣオフセットが収集
されたデータから差し引かれた後に実行される。それ
は、読出し窓関数ｗx（ｋx）が存在しない場合には、１
次元フーリエ変換結果から差し引かれるか、或いは読出
し窓関数ｗx（ｋx）及び位相符号化窓関数ｗy（ｋy）の
いずれもが存在せず、かつゼロ充填が用いられない場合
には、２次元フーリエ変換結果から差し引かれる。
【００６４】第２のアプローチでは、中央スライスｆ
（０，ｙ，ｚ）及び２つの隣接するスライスｆ（−Δ
ｘ，ｙ，ｚ）並びにｆ（Δｘ，ｙ，ｚ）の空間分布から
ＤＣオフセットが推定される。式（７）により与えられ
る２次元空間分布と比較すると、３次元空間分布は以下
の式によって与えられる。
【数２９】 ただしαは１或いは−１であり、その値は、ｚ次元に沿
って符号化するために、入れ替わる位相のいずれが用い
られるかによる。ｆ（０，ｙ，ｚ）、ｆ（−Δｘ，ｙ，
ｚ）及びｆ（Δｘ，ｙ，ｚ）の空間分布は、一定のｘ位
置においてそれぞれ、２次元画像形成の場合の式（１
２）〜（１５）に関して上記したのと同じように計算さ
れる。３次元画像形成の場合には、式（１６）〜（１
８）は以下のようになる。
【数３０】 ただしｗ（ｙ，ｚ）は２次元重み関数を表す。関数ｗ
（ｙ，ｚ）は予め選択された値のテーブルを含むか、或
いは汚染された領域及び移行領域内の各ｚ位置の場合
に、式（１９）のｗ（ｙ）と同じように、多数の１次元
重み関数として計算することもできる。
【００６５】同様に、式（２０）及び（２１）は以下の
ようになる。
【数３１】
【００６６】式（２２）及び（２３）において実行され
た１次元フィルタリングと同様に、ある形の２次元ロー
パスフィルタリングを用いて、ＤＣオフセット値をより
良好に推定するために、ｕ―（ｙ，ｚ）及びｖ―（ｙ，
ｚ）を生成することもできる。上記の２次元画像形成技
術と同様に、窓関数及びゼロ充填処理の存在により、Ｄ
Ｃオフセット成分は、最初に収集された信号から、或い
は３次元再構成における中間データから除去される。
【００６７】このように、本発明は、少なくとも３つの
技術からなり、中央領域内の画像の完全性を保持しつ
つ、ＭＲＩ信号内のＤＣオフセットから生じる画像のア
ーティファクトを除去するために有効で、実用的な方法
及びシステムを提供する。第１の技術は、位相変更され
たＲＦ励磁パルスシーケンスを用いて、連続的にパルス
符号化された信号の相対的な位相を、例えば０°と１８
０°との間で入れ替え、それによりアーティファクトを
分割し、アーティファクトを画像の中央領域から画像の
外側の境界領域に再配置する。第２の技術は、画像再構
成の終了前に、中心線及びその隣接する２本の線の空間
分布関数を予備計算し、これらの３本の線からの空間情
報を用いて、ＤＣオフセット値から生じる空間分布を推
定する。第３の技術は、ＤＣオフセットから生じる空間
データ内の推定された誤差を時間領域に変換し、これら
の変換された値を最初に収集されたデータから差し引
く。また第３の技術は、ＤＣオフセットから生じた空間
データ内の推定された誤差を再構成の中間段階に変換
し、これらの変換された値を中間データから差し引く場
合もある。
【００６８】推定の予備計算は、従来技術の制約を受け
ることなく、再構成のためにＭＲＩ信号に、窓関数及び
ゼロ充填の適用を可能にする。この予備計算技術に必要
とされる計算は、画像の再構成のために必要とされる計
算に対してわずかな量である。
【００６９】説明を簡単にするために、ＤＣオフセット
によるアーティファクトを推定するために上記された技
術は、式（１６）によって与えられるように、中心線に
隣接する２本の線を線形に補間することに基づいてい
る。別の実施形態では、再構成する前にさらに別の線の
空間分布を計算するために必要とされる付加的な計算で
はなく、さらに別の隣接する線を高次の補間を行うため
に用いることができる。
【００７０】本発明の技術は、位相符号化された信号を
平均化することなく、捕捉するために特に興味深い。し
かしながら、位相符号化信号の平均化を用いて、アーテ
ィファクトによる残像を除去することもできる。本発明
は、２次元及び３次元スキャンの両方に適用することが
でき、標準的なスピンエコー、反転再生、勾配エコーシ
ーケンス及び他の画像形成モードにおいて適用すること
ができる。
【００７１】本発明は、特に好ましい実施形態を参照し
つつ図示及び記載されてきたが、添付の請求の範囲によ
り規定されるような本発明の精神及び範囲から逸脱する
ことなく、その形態及び細部において種々の変形形態が
行われることは当業者には理解されよう。
【００７２】例えば、位相変更が用いられない応用形態
では、結果得られるアーティファクトは画像境界にシフ
トされず、代わりに、その中央付近に残される。この場
合には、本発明の重み付け技術は、画像中央付近のアー
ティファクト領域を補間し、かつ外側領域が無傷のまま
であるようにするために用いることができる。
【００７３】
【発明の効果】上記のように本発明によれば、従来技術
の制約を克服するように、磁気共鳴画像形成信号のＤＣ
オフセットを補正するための装置及び方法を実現するこ
とができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】ｘ軸（読出し方向）及びｙ軸（位相符号化方
向）を含み、読出し方向に平行な線に沿って配置される
位相符号化された複数のＭＲＩ信号を示すｋ−空間の図
である。
【図２】収集されたデータ内のＤＣオフセットドリフト
の結果として生成される線状アーティファクトを示す物
体画像の画像空間の図である。
【図３】読出し方向における線状アーティファクトの拡
幅及びフィルタリングの結果としての位相符号化方向に
おけるアーティファクトの伸長を示す物体画像の画像空
間の図である。
【図４】本発明により入れ替わる位相パルスシーケンス
を用いることにより、アーティファクトを画像の境界に
シフトすることを示す物体画像の画像空間の図である。
【図５】本発明により画像の境界にシフトされた線状ア
ーティファクトの補間を重み付けするための重み関数ｗ
（ｙ）の図である。
【図６】本発明による、データｕ（ｙ）及びｖ（ｙ）、
差分値ｄ（０，ｙ）の大きさの二乗、並びに中央線の補
間された値ｆc（０，ｙ）のそれぞれの動きを示す図で
ある。
【図７】ＤＣオフセットから生じるアーティファクトを
示す３次元画像空間の図である。
【図８】本発明による、アーティファクトを画像の上側
及び下側境界にシフトすることを示す３次元画像空間の
図である。
【図９】本発明による、アーティファクトを画像の角部
境界にシフトすることを示す３次元画像空間の図であ
る。
【符号の説明】
１０８、１０８Ａ、１０８Ｂ、１０８Ｃ、１０９Ａ、１
０９Ｂ、１２０、１２２Ａ、１２２Ｂ、１２４Ａ、１２
４Ｂ、１２４Ｃ、１２４Ｄ 線状アーティファクト

Claims (27)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 磁気共鳴画像形成スキャナにおいてＤＣ
    オフセットから生じる物体の画像のアーティファクトを
    軽減するための方法であって、 実質的に逆の極性を有する第１及び第２の組の位相符号
    化された信号を生成するために、実質的に逆の位相を有
    するＲＦパルスで前記物体を励磁する過程であって、前
    記位相符号化された信号が信号成分及びＤＣオフセット
    成分を含むような励磁する過程と、 前記第１及び第２の組の位相符号化された信号を収集す
    る過程と、 前記第１及び第２の組の前記信号成分が実質的に同じ極
    性を有するように、かつ前記第１及び第２の組のＤＣオ
    フセット成分が実質的に逆の極性を有するように、前記
    第１及び第２の組の位相符号化された信号の少なくとも
    １つの極性を反転する過程と、 前記第１及び第２の組の位相符号化された信号を再構成
    して、前記物体の画像を生成する過程とを含む方法。
  2. 【請求項２】 前記物体の前記画像は、分割されて前記
    物体の画像の相対する境界に配置される、ＤＣオフセッ
    トにより生成されるアーティファクトを含む、請求項１
    に記載の方法。
  3. 【請求項３】 前記各組の前記位相符号化された信号を
    平均化する過程をさらに有する、請求項１に記載の方
    法。
  4. 【請求項４】 前記再構成する過程が、前記第１及び第
    ２の組の位相符号化された信号にフーリエ変換を適用す
    る過程を含む、請求項１に記載の方法。
  5. 【請求項５】 前記位相符号化された信号の収集された
    組はＭＲＩデータを含み、 前記ＭＲＩデータを変換して、前記ＭＲＩ信号内の前記
    ＤＣオフセットにより生じる空間誤差を含むことがわか
    っている画像データの選択された部分を生成する過程
    と、 画像データの前記選択された部分内の前記ＤＣオフセッ
    トにより生じる前記空間誤差を推定する過程と、 前記推定された空間誤差を逆変換して、推定されたＤＣ
    オフセットを生成する過程と、 前推定されたＤＣオフセットにより前記収集されたデー
    タを補正し、補正されたＭＲＩデータを生成する過程
    と、 前記補正されたＭＲＩデータを再構成し、実質的にＤＣ
    オフセットによるアーティファクトのない画像データを
    生成する過程とをさらに有する、請求項１に記載の方
    法。
  6. 【請求項６】 前記推定する過程は、 前記ＤＣオフセットから生じるアーティファクトを含む
    ことがわかっている画像アーティファクト線に沿った画
    像データの前記選択された部分の前記空間分布を計算す
    る過程と、 前記アーティファクト線の各側において画像データの前
    記選択された部分の第１及び第２の隣接する空間分布を
    計算する過程と、 前記隣接する空間分布に基づいて前記アーティファクト
    線の部分を補間する過程とを有する、請求項５に記載の
    方法。
  7. 【請求項７】 前記補間する過程は、 前記第１及び第２の隣接する空間分布を平均化して、平
    均化された空間分布を計算する過程と、 前記画像アーティファクト線空間分布から前記平均化さ
    れた空間分布を差し引いて、差分空間分布を与える過程
    とを有する、請求項６に記載の方法。
  8. 【請求項８】 前記差分空間分布に重み関数を適用し、
    前記アーティファクトを含むアーティファクト線の領域
    を補間し、かつ前記アーティファクト線の他の領域にお
    ける元の画像データを保持する過程をさらに有する、請
    求項７に記載の方法。
  9. 【請求項９】 前記平均化された空間分布と前記差分空
    間分布との相対的な大きさの関数として前記重み関数を
    決定する過程をさらに有する、請求項８に記載の方法。
  10. 【請求項１０】 磁気共鳴画像形成（ＭＲＩ）スキャナ
    においてＤＣオフセットから生じる物体の画像内のアー
    ティファクトを軽減するための方法であって、 ＲＦパルスによって前記物体を励磁することにより生成
    されるＭＲＩデータを収集する過程と、 前記ＭＲＩデータを変換し、前記ＭＲＩデータ内のＤＣ
    オフセットによって引き起こされる空間誤差を含むこと
    がわかっている画像データの選択された部分を生成する
    過程と、 画像データの前記選択された部分内の前記ＤＣオフセッ
    トにより引き起こされる前記空間誤差を推定する過程
    と、 前記推定された空間誤差を逆変換し、推定されたＤＣオ
    フセットを生成する過程と、 前記推定されたＤＣオフセットによって前記収集された
    ＭＲＩデータを補正し、補正されたＭＲＩデータを生成
    する過程と、 前記補正されたＭＲＩデータを再構成し、実質的にＤＣ
    オフセットによるアーティファクトがない画像データを
    生成する過程とを含む方法。
  11. 【請求項１１】 前記変換する過程はフーリエ変換する
    過程を含み、前記逆変換する過程は逆フーリエ変換する
    過程を含む、請求項１０に記載の方法。
  12. 【請求項１２】 前記推定する過程は、 前記ＤＣオフセットから生じるアーティファクトを含む
    ことがわかっている画像アーティファクト線に沿って画
    像データの前記選択された部分の前記空間分布を計算す
    る過程と、 前記アーティファクト線の各側において画像データの前
    記選択された部分の第１及び第２の隣接する空間分布を
    計算する過程と、 前記隣接する空間分布に基づいて前記アーティファクト
    線の部分を補間する過程とを有する、請求項１０に記載
    の方法。
  13. 【請求項１３】 前記補間する過程は、 前記第１及び第２の隣接する空間分布を平均化し、平均
    化された空間分布を計算する過程と、 前記画像アーティファクト線空間分布から前記平均化し
    た空間分布を差し引いて、差分空間分布を与える過程と
    を有する、請求項１２に記載の方法。
  14. 【請求項１４】 前記差分空間分布に重み関数を適用
    し、前記アーティファクトを含むアーティファクト線の
    領域を補間し、かつ前記アーティファクト線の他の領域
    における元の画像データを保持する過程をさらに有す
    る、請求項１３に記載の方法。
  15. 【請求項１５】 前記平均化された空間分布と前記差分
    空間分布との相対的な大きさの関数として前記重み関数
    を決定する過程をさらに有する、請求項１４に記載の方
    法。
  16. 【請求項１６】 前記平均化された空間分布と前記差分
    空間分布に、ローパスフィルタ処理関数を適用する過程
    をさらに有する、請求項１５に記載の方法。
  17. 【請求項１７】 前記補正する過程は、前記収集された
    ＭＲＩデータから前記推定されたＤＣオフセットを差し
    引く過程を含む、請求項１０に記載の方法。
  18. 【請求項１８】 実質的に逆の位相を有するＲＦパルス
    で前記物体を励磁し、第１及び第２の組の実質的に逆の
    極性を有する位相符号化された信号を生成する過程であ
    って、前記位相符号化された信号は信号成分及びＤＣオ
    フセット成分を含むような生成過程と、 前記第１及び第２の組の位相符号化された信号を収集す
    る過程と、 前記第１及び第２の組の位相符号化された信号のうちの
    少なくとも１つの信号の極性を反転し、前記第１及び第
    ２の組の前記信号成分が実質的に同じ極性を有し、前記
    第１及び第２の組の前記ＤＣオフセット成分が実質的に
    逆の極性を有するようにする、該反転過程とをさらに有
    する、請求項１０に記載の方法。
  19. 【請求項１９】 磁気共鳴画像形成（ＭＲＩ）スキャナ
    においてＤＣオフセットから生じる物体の画像内のアー
    ティファクトを軽減するための方法であって、 ＲＦパルスによって前記物体を励磁することにより生成
    されるＭＲＩデータを収集する過程と、 第１の次元に沿って前記ＭＲＩデータを変換し、中間デ
    ータを生成する過程と、 第２の次元に沿って前記中間データを変換し、前記ＭＲ
    Ｉデータ内のＤＣオフセットによって引き起こされる空
    間誤差を含むことがわかっている画像データの選択され
    た部分を生成する過程と、 画像データの前記選択された部分内の前記ＤＣオフセッ
    トにより引き起こされる前記空間誤差を推定する過程
    と、 前記推定された空間誤差を逆変換し、前記中間データの
    ための推定されたＤＣオフセットを生成する過程と、 前記推定されたＤＣオフセットによって前記収集された
    中間データを補正し、補正された中間データを生成する
    過程と、 前記補正された中間データを再構成し、実質的にＤＣオ
    フセットによるアーティファクトがない画像データを生
    成する過程とを含む方法。
  20. 【請求項２０】 前記変換する過程はフーリエ変換する
    過程を含み、前記逆変換する過程は逆フーリエ変換する
    過程を含む、請求項１９に記載の方法。
  21. 【請求項２１】 前記推定する過程は、 前記ＤＣオフセットから生じるアーティファクトを含む
    ことがわかっている画像アーティファクト線に沿って画
    像データの前記選択された部分の前記空間分布を計算す
    る過程と、 前記アーティファクト線の各側において画像データの前
    記選択された部分の第１及び第２の隣接する空間分布を
    計算する過程と、 前記隣接する空間分布に基づいて前記アーティファクト
    線の部分を補間する過程とを有する、請求項２０に記載
    の方法。
  22. 【請求項２２】 前記補間する過程は、前記第１及び第
    ２の隣接する空間分布を平均化し、平均化された空間分
    布を計算する過程と、 前記画像アーティファクト線空間分布から前記平均化し
    た空間分布を差し引いて、差分空間分布を与える過程と
    を有する、請求項２１に記載の方法。
  23. 【請求項２３】 前記差分空間分布に重み関数を適用
    し、前記アーティファクトを含むアーティファクト線の
    領域を補間し、かつ前記アーティファクト線の他の領域
    における元の画像データを保持する過程をさらに有す
    る、請求項２２に記載の方法。
  24. 【請求項２４】 前記平均化された空間分布と前記差分
    空間分布との相対的な大きさの関数として前記重み関数
    を決定する過程をさらに有する、請求項２３に記載の方
    法。
  25. 【請求項２５】 前記平均化された空間分布と前記差分
    空間分布に、ローパスフィルタ処理関数を適用する過程
    をさらに有する、請求項２４に記載の方法。
  26. 【請求項２６】 前記補正する過程は、前記中間データ
    から前記推定されたＤＣオフセットを差し引く過程を含
    む、請求項１９に記載の方法。
  27. 【請求項２７】 実質的に逆の位相を有するＲＦパルス
    で前記物体を励磁し、第１及び第２の組の実質的に逆の
    極性を有する位相符号化された信号を生成する過程であ
    って、前記位相符号化された信号は信号成分及びＤＣオ
    フセット成分を含むような生成過程と、 前記第１及び第２の組の位相符号化された信号を収集す
    る過程と、 前記第１及び第２の組の位相符号化された信号のうちの
    少なくとも１つの信号の極性を反転し、前記第１及び第
    ２の組の前記信号成分が実質的に同じ極性を有し、前記
    第１及び第２の組の前記ＤＣオフセット成分が実質的に
    逆の極性を有するようにする、該反転過程とをさらに有
    する、請求項１９に記載の方法。
JP2000325021A 1999-10-25 2000-10-25 磁気共鳴画像信号におけるｄｃオフセットの補正 Pending JP2001161663A (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US09/426,327 US6225804B1 (en) 1999-10-25 1999-10-25 Correction of DC offset in magnetic resonance imaging signals
US09/426327 1999-10-25

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2001161663A true JP2001161663A (ja) 2001-06-19

Family

ID=23690331

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2000325021A Pending JP2001161663A (ja) 1999-10-25 2000-10-25 磁気共鳴画像信号におけるｄｃオフセットの補正

Country Status (3)

Country Link
US (1) US6225804B1 (ja)
EP (1) EP1096267A3 (ja)
JP (1) JP2001161663A (ja)

Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002112992A (ja) * 2000-06-30 2002-04-16 Canon Inc 信号処理装置及び方法、及び撮像装置
JP3853585B2 (ja) * 2000-10-11 2006-12-06 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｍｒｉ装置
WO2003096049A1 (en) * 2002-05-13 2003-11-20 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance imaging method with accelerated data acquisition
US7603156B2 (en) * 2003-07-02 2009-10-13 Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc Systems and methods for phase encode placement
EP1687650A1 (en) * 2003-10-13 2006-08-09 Koninklijke Philips Electronics N.V. System and method for magnetic resonance imaging
JP5559448B2 (ja) * 2005-05-10 2014-07-23 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法
US9295529B2 (en) 2005-05-16 2016-03-29 Biosense Webster, Inc. Position tracking using quasi-DC magnetic fields
DE102005047556B3 (de) * 2005-09-30 2007-04-05 Siemens Ag Betriebsverfahren für eine Magnetresonanzanlage und hiermit korrespondierende Gegenstände
EP2624751A4 (en) * 2010-10-07 2018-02-07 Duke University Multi-dimensional iterative phase-cycled reconstruction for mri images
US10478639B2 (en) * 2011-09-09 2019-11-19 The Regents Of The University Of California In vivo visualization and control of patholigical changes in neural circuits
CN104166114B (zh) * 2013-05-28 2015-09-30 上海联影医疗科技有限公司 Fid和/或dc伪影校正方法及装置、mri采集与重建方法

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH01250235A (ja) * 1988-03-31 1989-10-05 Shimadzu Corp Ｍｒｉ装置の信号の直流成分検出装置
US4862081A (en) * 1988-11-23 1989-08-29 Picker International, Inc. DC artifact removal in magnetic resonance imaging
US4959611A (en) * 1989-06-29 1990-09-25 Picker International, Inc. Out-of-slice artifact reduction technique for magnetic resonance imagers
JPH04183435A (ja) * 1990-11-20 1992-06-30 Fuji Electric Co Ltd 磁気共鳴イメージング装置
US5245283A (en) * 1991-08-07 1993-09-14 Picker International, Inc. Technique for shifting out-of-slice artifacts to the edge of the field of view
JPH0723932A (ja) * 1993-07-13 1995-01-27 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
US5541513A (en) * 1995-04-14 1996-07-30 General Electric Company MRI center point artifact elimination using realtime receiver phase control
US6043590A (en) * 1997-04-18 2000-03-28 Atl Ultrasound Composite transducer with connective backing block
US6043656A (en) * 1998-11-23 2000-03-28 General Electric Company Method for compensating an MRI system for residual magnetization

Also Published As

Publication number Publication date
EP1096267A3 (en) 2003-03-26
EP1096267A2 (en) 2001-05-02
US6225804B1 (en) 2001-05-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP2905804B2 (ja) 磁気共鳴画像化方法および装置
US8023705B2 (en) Method for reconstructing image from echo planar imaging sequence
JP2750880B2 (ja) 磁気共鳴画像化装置
JP3330007B2 (ja) 核共鳴信号の位相補正装置
US6249595B1 (en) Iterative reconstruction for EPI
US7545966B2 (en) Efficient methods for reconstruction and deblurring of magnetic resonance images
US7642777B1 (en) Fast automatic linear off-resonance correction method for spiral imaging
JP5753128B2 (ja) 磁気共鳴のためのサイドバンド処理
US7486839B2 (en) Efficient method for MR image reconstruction using coil sensitivity encoding
US6043651A (en) Method for the phase correction of nuclear magnetic resonance signals
US10241184B2 (en) EPI ghost correction involving sense
EP0916964A2 (en) Elimination of venetian blind artifacts in 3D fast spin echo magnetic resonance imaging
US20090129648A1 (en) Method of reducing imaging time in propeller-MRI by under-sampling and iterative image reconstruction
KR900003170B1 (ko) Nmr영상 형성장치 및 nmr영상의 오차 제거 방법
JP2001161663A (ja) 磁気共鳴画像信号におけるｄｃオフセットの補正
US8238634B1 (en) Efficient off-resonance correction method and system for spiral imaging with improved accuracy
US6745064B2 (en) Magnetic resonance method for forming a fast dynamic imaging
EP1639384A1 (en) Mr imaging with sensitivity encoding in the readout direction
US7417429B2 (en) Moving table MRI with subsampling in parallel
US4902974A (en) Phase correcting method in a magnetic resonance imaging system and device for realizing the same
JP7427616B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置、及び、位相補正方法
Lee et al. Image-based EPI ghost artifact reduction using iterative phase correction
Takizawa et al. Modified echo peak correction for radial acquisition regime (RADAR)
EP4332605A1 (en) Image processing apparatus, image processing method, and magnetic resonance imaging apparatus
Al-Hassany et al. Super Resolution of the Magnetic Resonance Imaging Reconstruction