JP2007325775A - 核磁気共鳴測定装置及び核磁気共鳴画像生成方法 - Google Patents
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Abstract
【課題】位相エンコード用に被写体に印加する傾斜磁場の影響で蓄積される位相分散による画像の歪みを補正可能な核磁気共鳴測定装置及び核磁気共鳴画像生成方法を提供する。
【解決手段】核磁気共鳴測定装置1は、撮影可能領域内の位置によって磁場強度を変化させた傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生器4と、傾斜磁場発生器4によって発生された傾斜磁場を印加して被写体を位相エンコードした第1のNMR信号を取得し、且つ傾斜磁場の勾配を反転させた傾斜磁場を印加して被写体を位相エンコードした第2のNMR信号を取得する検出器7と、第1のNMR信号に基づいて第1の中間画像を生成し、且つ第2のNMR信号に基づいて第2の中間画像を生成する画像再構成部12と、第1の中間画像及び第2の中間画像に基づいて出力画像を生成する画像処理部13とを有する。
【選択図】図1
【解決手段】核磁気共鳴測定装置1は、撮影可能領域内の位置によって磁場強度を変化させた傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生器4と、傾斜磁場発生器4によって発生された傾斜磁場を印加して被写体を位相エンコードした第1のNMR信号を取得し、且つ傾斜磁場の勾配を反転させた傾斜磁場を印加して被写体を位相エンコードした第2のNMR信号を取得する検出器7と、第1のNMR信号に基づいて第1の中間画像を生成し、且つ第2のNMR信号に基づいて第2の中間画像を生成する画像再構成部12と、第1の中間画像及び第2の中間画像に基づいて出力画像を生成する画像処理部13とを有する。
【選択図】図1
Description
本発明は、核磁気共鳴測定装置及び核磁気共鳴画像生成方法に関し、特に拡散強調画像の生成において、画像中に生じる幾何学的な歪みを補正する核磁気共鳴測定装置及び核磁気共鳴画像生成方法に関する。
近年、腫瘍の検出能に優れることから、核磁気共鳴測定装置(以下、MRI装置という)を用いて取得される拡散強調画像が注目されている(非特許文献1参照)。
この拡散強調画像を得る際、患者の負担を減らし、モーションアーティファクトを軽減するために、エコープラナーイメージング(以下EPIという)という高速撮像法が広く用いられている(特許文献1参照)。
この拡散強調画像を得る際、患者の負担を減らし、モーションアーティファクトを軽減するために、エコープラナーイメージング(以下EPIという)という高速撮像法が広く用いられている(特許文献1参照)。
しかし、EPI法を用いると、位相エンコード用の傾斜磁場を長時間に渡って印加するので、核磁気モーメントの位相が補正されることなく加算されていくため、磁化率差による位相分散が著しくなる。そのために、画像中の位相エンコード方向に大きな幾何学的な歪みが生じてしまうという問題があった。このような歪みを生じると、拡散強調画像において観察される臓器や腫瘍の位置が、位相エンコード方向にずれることとなり、臨床上好ましくない。
この問題に対して、スプラインワーピングを用いて位相エンコード方向の歪みを補正する方法が開発されている(非特許文献2参照)。しかし、この方法では、EPI法で撮影する撮影部位と対応する撮影部位について、歪みのない画像を予め取得しておく必要があり、EPI法のみで撮影する場合には、適用することができなかった。
本発明は、上述した従来技術による問題点を解消することを可能とする核磁気共鳴測定装置及び核磁気共鳴画像生成方法を提供することを目的とする。
また、本発明は、位相エンコード用に被写体に印加する傾斜磁場の影響で蓄積される位相分散による画像の歪みを補正可能な核磁気共鳴測定装置及び核磁気共鳴画像生成方法を提供することを目的とする。
上述した課題を解決し、目的を達成するため、本発明に係る核磁気共鳴測定装置は、撮影可能領域内の位置によって磁場強度を変化させた傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生器と、傾斜磁場発生器によって発生された傾斜磁場を印加して被写体を位相エンコードした第1のNMR信号を取得し、且つ傾斜磁場の勾配を反転させた傾斜磁場を印加して被写体を位相エンコードした第2のNMR信号を取得する検出器と、第1のNMR信号に基づいて第1の中間画像を生成し、且つ第2のNMR信号に基づいて第2の中間画像を生成する画像再構成部と、第1の中間画像及び第2の中間画像に基づいて出力画像を生成する画像処理部とを有することを特徴とする。
また、本発明に係る核磁気共鳴測定装置では、画像処理部は、第1の中間画像及び第2の中間画像に複数の基準点を設定する基準点設定手段と、第1の中間画像に設定された複数の基準点と第2の中間画像に設定された複数の基準点のうち、被写体の同一の部位に対応する基準点同士の位置ずれ量を算出し、その位置ずれ量に基づいて第1の中間画像に対する第1の位置補正量及び第2の中間画像に対する第2の位置補正量を算出する位置補正量算出手段と、第1の位置補正量に基づいて第1の中間画像を位置補正し、且つ第2の位置補正量に基づいて第2の中間画像を位置補正し、位置補正された第1及び第2の画像に基づいて出力画像を生成する出力画像生成手段とを有することが好ましい。
さらに、本発明に係る核磁気共鳴測定装置では、基準点設定手段は、第1の中間画像及び第2の中間画像において、画素信号値が極大値又は極小値となる点を複数の基準点として設定することが好ましい。
さらに、本発明に係る核磁気共鳴測定装置では、出力画像生成手段は、第1の位置補正量に基づいて位置補正された第1の中間画像と、第2の位置補正量に基づいて位置補正された第2の中間画像の対応する画素の信号値を加算平均することにより、出力画像を生成することが好ましい。
また、上述した課題を解決し、目的を達成するため、本発明に係る核磁気共鳴画像生成方法は、一方向に磁場強度の高い傾斜磁場を印加して被写体を位相エンコードした第1のNMR信号を取得するステップと、傾斜磁場の勾配を反転させた傾斜磁場を印加して被写体を位相エンコードした第2のNMR信号を取得するステップと、第1のNMR信号に基づいて第1の中間画像を再構成するステップと、第2のNMR信号に基づいて第2の中間画像を再構成するステップと、第1の中間画像及び第2の中間画像に基づいて出力画像を生成するステップと、を有することを特徴とする。
また、本発明に係る核磁気共鳴画像生成方法では、出力画像を生成するステップは、第1の中間画像及び第2の中間画像に複数の基準点を設定するステップと、第1の中間画像に設定された複数の基準点と第2の中間画像に設定された複数の基準点のうち、被写体の同一の部位に対応する基準点同士の位置ずれ量を算出し、位置ずれ量に基づいて第1の中間画像に対する第1の位置補正量及び第2の中間画像に対する第2の位置補正量を算出するステップと、第1の位置補正量に基づいて第1の中間画像を位置補正し、且つ第2の位置補正量に基づいて第2の中間画像を位置補正し、位置補正された第1及び第2の中間画像に基づいて出力画像を生成するステップと、を有することが好ましい。
また、本発明に係る画像補正装置は、同一の被写体を撮影し、互いに逆向きの幾何学的歪みを有する第1の画像及び第2の画像に基づいて、幾何学的歪みを補正した出力画像を生成する。そのために、本発明に係る画像補正装置は、第1の画像及び第2の画像に複数の基準点を設定する基準点設定手段と、第1の画像に設定された複数の基準点と第2の画像に設定された複数の基準点のうち、被写体の同一の部位に対応する基準点同士の位置ずれ量を算出し、位置ずれ量に基づいて第1の画像に対する第1の位置補正量と第2の画像に対する第2の位置補正量を算出する位置補正量算出手段と、第1の位置補正量に基づいて第1の画像を位置補正し、且つ第2の位置補正量に基づいて第2の画像を位置補正し、位置補正された第1及び第2の画像に基づいて出力画像を生成する出力画像生成手段と、を有することを特徴とする。
本発明によれば、特定方向に勾配を有する傾斜磁場を印加して位相エンコードして取得した第1の中間画像と、その特定方向と反対方向に勾配を有する傾斜磁場を印加して位相エンコードして取得した第2の中間画像から、それら中間画像中に撮影された被写体の位置の中間点を本来の被写体の位置と推定することによって、位相エンコード用の傾斜磁場によって蓄積された位相分散による画像の歪みを補正することが可能となる。
以下図面を参照しつつ、本発明に係る核磁気共鳴測定装置の好適な実施形態について詳細に説明する。
図1は、本発明に係る核磁気共鳴測定装置(以下MRI装置という)1の概略構成図である。図1に示すように、MRI装置1は、MRI装置本体部2と制御部10を有する。そしてMRI装置本体部2は、静磁場コイル3、傾斜磁場コイルセット4、RFコイル5、コイル駆動部6、検出器7及び撮影台8を有する。
静磁場コイル3は、コイル駆動部6から供給される電力に応じて、静磁場コイル3に囲まれた略円筒形の撮像可能領域内に静磁場を発生する。撮像時には、被写体9は撮影台8に載置された状態でこの撮像可能領域内に挿入される。以下、説明の便宜上、この撮像可能領域の中心を原点として、直交座標系を規定する。すなわち、静磁場の向きと平行な方向を(静磁場コイル3の中心軸と平行に)z軸、静磁場の向きと直交し、且つ撮影台8に対して垂直な方向をy軸、z軸及びy軸に直交する方向をx軸とする。
傾斜磁場コイルセット4は、磁場強度がxyz各軸に沿って空間的に傾斜するxyz各軸の傾斜磁場を撮像可能領域内に発生するために、3組の傾斜磁場コイルを内蔵する。
そして、各傾斜磁場発生コイルは、コイル駆動部6から供給される電力に応じて、以下のような傾斜磁場を発生させる。すなわち、任意に撮像スライスを決めるためのスライス選択用傾斜磁場Gsをz軸に沿って発生させる。また、空間的位置情報を位相情報としてNMR(核磁気共鳴)信号に与えるための位相エンコード用傾斜磁場Geをy軸に沿って発生させる。さらに、空間的位置情報を周波数情報としてNMR信号に与えるためのリードアウト用傾斜磁場Grをx軸に沿って発生させる。
そして、各傾斜磁場発生コイルは、コイル駆動部6から供給される電力に応じて、以下のような傾斜磁場を発生させる。すなわち、任意に撮像スライスを決めるためのスライス選択用傾斜磁場Gsをz軸に沿って発生させる。また、空間的位置情報を位相情報としてNMR(核磁気共鳴)信号に与えるための位相エンコード用傾斜磁場Geをy軸に沿って発生させる。さらに、空間的位置情報を周波数情報としてNMR信号に与えるためのリードアウト用傾斜磁場Grをx軸に沿って発生させる。
RFコイル5は、コイル駆動部6から供給される高周波信号に応じて、RF(高周波パルス)磁場を発生させる。ここで、RFコイル5は、RF磁場として、被写体内の対象原子核の磁化スピンを励起して横磁化成分を発生させるフリップ角が90度の励起パルス、又は、磁化スピンの位相の進み遅れを反転させるフリップ角が180度の反転パルスなどを発生させる。
コイル駆動部6は、制御部10から受信したパルスシーケンスデータに基づいて、静磁場コイル3、傾斜磁場コイルセット4、及びRFコイル5を駆動し、それらの各コイルに対して、所定のタイミングで所定の磁場を発生させる。また、検出器7によるNMR信号の受信タイミングを調整する。
検出器7は、RFコイル5を介して、横磁化から生じるNMR信号を受信する。また検出器7は、プリアンプ及びA/D変換器を有し、受信したNMR信号をプリアンプによって増幅し、A/D変換器によってNMR信号をディジタル信号に変換して、制御部10に送信する。
制御部10は、例えば、中央演算装置(CPU)、ランダムアクセスメモリ(RAM)、ハードディスク等を有するパーソナルコンピュータ(PC)又はワークステーション、及びその周辺機器で構成される。そして制御部10は、コイル駆動部6を制御して所定の磁場及び磁場パルスを発生させる。そして、検出器7から取得したNMR信号に基づいて中間画像を再構成し、その後歪み補正処理などを行って最終的に出力される画像を生成する。そして、制御部10は、診断に供するために表示部16にその出力画像を表示させる。あるいは、制御部10は、その出力画像をフィルムに出力したり、電子記憶として保存するために、イメージャやストレージサーバなどの外部機器に出力する。
図2に、制御部10の機能ブロック図を示す。制御部10は、上記の機能を実現するために、コイル制御部11、画像再構成部12、画像処理部13、記憶部14及び通信部15を有する。
以下、制御部10の各部について詳細に説明する。
図2に、制御部10の機能ブロック図を示す。制御部10は、上記の機能を実現するために、コイル制御部11、画像再構成部12、画像処理部13、記憶部14及び通信部15を有する。
以下、制御部10の各部について詳細に説明する。
コイル制御部11は、操作部17を通じて入力された、撮影部位や撮影方法を示す撮影条件に基づいて、パルスシーケンスデータを作成し、通信部15を通じてコイル駆動部6にそのパルスシーケンスデータを渡す。
画像再構成部12は、通信部15を通じて検出器7から取得したNMR信号に基づいて画像再構成を行い、中間画像を生成する。例えば、画像再構成部12は、NMR信号を2次元フーリエ変換をすることによって画像再構成することができる。ここで、画像再構成部12は、EPIのような高速撮像法でNMR信号が取得される場合のように、一つのスライス面の画像を取得する際に複数回の撮影が行われる場合、各撮影ごとに得られたNMR信号から、それぞれ中間画像を再構成する。再構成された中間画像は、画像処理部13で利用可能なように、記憶部14又は制御部10を構成するRAMに一時的に保存される。
画像処理部13は、画像再構成部12で再構成された複数の中間画像に基づいて、位相エンコード方向に生じた幾何学的な歪みを補正した画像を生成する。そのために、画像処理部13は、基準点設定手段131、位置補正量算出手段132及び出力画像生成手段133を有する。
ここで、周波数エンコード方向及び位相エンコード方向の幾何学的歪みについて説明する。周波数エンコード方向及び位相エンコード方向に生じる歪み量(画像上の被写体9の位置ずれ量に相当)は、次式で表される。
ここで、Δfは周波数エンコード方向の歪み量(単位mm)、Δpは位相エンコード方向の歪み量(単位mm)、γは磁気回転比、ΔBは磁場不均一度、FOVfは周波数エンコード方向の撮影領域サイズ(単位mm)、FOVpは位相エンコード方向の撮影領域サイズ(単位mm)、Δtfはリードアウト時間(単位sec)、Δtpは位相エンコードステップの間隔時間(単位sec)をそれぞれ表す。(1)(2)式から明らかなように、Δtf、Δtpが長くなると、それぞれ歪み量Δf、Δpも増大する。ここで、Δtfについては、リードアウト時に印加する傾斜磁場Grを極めて強く保つことが可能なことから、短時間に設定することができる。そのため、Δfは相対的に小さな値となる。しかし、特に拡散強調画像の撮影に使用されるEPIでは、位相エンコード用傾斜磁場Geを長時間掛け続けるため、Δpのみの歪み量が他の撮影方法と比較して、相対的に大きくなってしまう。
また、(2)式において、磁場不均一度ΔBは、撮像部位の形状、磁化率の影響及び化学シフトを強く反映するファクターである。このΔBの値に関して、位相エンコード用傾斜磁場Geの値が同一で、勾配の向きを反転させると、ΔBの絶対値はほぼ等しく、符号だけが反転すると推定される。したがって、他のパラメータが一定であれば、歪み量Δpも、絶対値が等しく、歪む方向だけが反転すると考えられる。したがって、同じスライス面に対して、位相エンコード用傾斜磁場Geの勾配の向きを180°反転させて撮影すれば、それぞれの撮影によって得られた画像から同一部位を特定し、その同一部位同士の位相エンコード方向の位置ずれ量を求め、位置ずれ量が半分となるように画像を補正することで、歪みを補正できる。
図3を用いてこの様子を説明する。図3(a)及び図3(b)は、あるスライス面における被写体30の中間画像の概略模式図を示す。図3(a)及び図3(b)における各ドットは、被写体30上に格子状に設定した参照点を表す。また、垂直方向(AP又はPA方向)は位相エンコード方向に相当し、水平方向(RL又はLR方向)は周波数エンコード方向に相当する。さらに、図3(a)は、A→Pの向きに磁場強度が強くなるように位相エンコード用の傾斜磁場Geを印加した場合に相当し、図3(b)は、P→Aの向きに磁場強度が強くなるように位相エンコード用の傾斜磁場Geを印加した場合に相当する。ここで、図3(a)における参照点31と、図3(b)において対応する参照点32に着目する。図3(a)では、AからPに向けて強度が増す傾斜磁場Geの影響で、参照点31を含む各参照点はP側にシフトしている。逆に図3(b)では、PからAに向けて強度が増す傾斜磁場Geの影響で、参照点32を含む各参照点はA側にシフトしている。そこで、図3(c)のように、図3(a)の中間画像と、図3(b)の中間画像の水平方向を一致させ、対応する参照点同士で垂直方向の位置ずれを調べる。ここで、参照点31と対応する参照点32の位置ずれ量がdであった場合、参照点31と32をそれぞれ互いに近づくように、d/2ずつ近づける。他の参照点についても同様の処理を行う。すると、図3(d)のように、各参照点は、ほぼ本来の位置に戻り、格子状の配置となる。すなわち、位相エンコード用傾斜磁場Geの印加による歪みを補正することができる。
そこで画像処理部13では、基準点設定手段131により、位相エンコード用傾斜磁場Geの勾配を180°反転させて撮影した中間画像のそれぞれについて、位置合わせを行うための基準点を設定する。また、位置補正量算出手段132により、それぞれの中間画像を位相エンコード方向に沿ったプロファイル同士の相関値を求め、その相関値が最も一致した点に基づいて、両中間画像の対応する基準点間の位置ずれ量をそれぞれ算出する。そして、出力画像生成手段133により、算出した位置ずれ量に基づいて各中間画像の位置補正を行い、それらを加算平均して最終的な出力画像を算出する。以下、画像処理部13の各手段について詳細に説明する。なお、以下の説明では、互いに180°反転した方向に勾配を有する位相エンコード用傾斜磁場Geを印加して撮影された第1の中間画像及び第2の中間画像が取得され、それら第1の中間画像及び第2の中間画像に基づいて、出力画像を生成するものとする。しかし、中間画像が2枚よりも多く取得される場合であっても、本発明を同様に適用することができる。
基準点設定手段131は、第1の中間画像及び第2の中間画像に対して、位置合わせ用の基準点を設定する。基準点設定手段131は、まず、各中間画像に対して、周波数エンコード方向(x軸方向)に所定の間隔aで、位相エンコード方向(y軸方向)に平行な複数の走査線を設定する。次に、基準点設定手段131は、各走査線上で、画素信号値が極小値又は極大値となる点を基準点として設定する。ここで、基準点設定手段131は、捜査線上のある着目画素Iの信号値が極大値あるいは極小値となるか否かについて、以下のように判断する。まず、基準点設定手段131は、着目画素Iの画素信号値から、その着目画素Iの上方に近接する画素の画素信号値を差し引いた差分値Suと、着目画素Iの画素信号値から着目画素Iの下方に近接する画素の画素信号値を差し引いた差分値Slをそれぞれ算出する。そして、Su及びSlがともに正であり、且つSu又はSlの絶対値の何れか一方が、所定の閾値よりも大きければ、着目画素Iは極大値であると考えられるので、基準点として設定する。同様に、Su及びSlがともに負であり、且つSu又はSlの絶対値の何れか一方が、所定の閾値よりも大きければ、着目画素Iは極小値を有すると考えられるので、基準点として設定する。なお、所定の閾値は、例えば、着目画素Iが存在する走査線上の各画素について算出した差分信号値の絶対値の平均値とすることができる。
基準点設定手段131は、第1及び第2の中間画像に設定した各走査線上で上記の処理を行い、それぞれ基準点を設定する。なお、基準点設定手段131は、隣接する基準点同士の距離が所定以上離れる箇所が存在する場合には、上記の閾値の値をより低く設定し、設定される基準点の数を増やすようにしてもよい。
なお、基準点設定手段131は、各走査線上で、近傍画素との差分信号値の絶対値が所定の閾値以上となる点を、位置合わせ用の基準点として抽出するようにしてもよい。
なお、基準点設定手段131は、各走査線上で、近傍画素との差分信号値の絶対値が所定の閾値以上となる点を、位置合わせ用の基準点として抽出するようにしてもよい。
さらに、基準点設定手段131は、各走査線上に狭い所定の間隔bで基準点を設定してもよい。基準点間の間隔が狭ければ、被写体の同一部位を表す対応基準点を見つけることができる可能性が高いためである。なお、間隔a及びbは、制御部10を構成するCPUの処理能力及び最終的な出力画像に求められる画質に応じて決定されるが、例えば間隔aを10画素、間隔bを2画素とすることができる。CPUの処理能力が十分であれば、間隔a及びbをそれ以上狭くしてもよい。
位置補正量算出手段132は、上記で設定された各走査線上の画素信号値のプロファイルに基づいて、相関演算を行う。具体的には、位置補正量算出手段132は、第1の中間画像の任意の走査線上の画素信号値プロファイルp1(y)と、第2の中間画像におけるその走査線と対応する走査線の画素信号値プロファイルp2(y)とで相関演算を行い、最も一致する場合の位置ずれ量を算出する。ここで、周波数エンコード方向の歪みは、無視しても問題ない程度であるため、位置補正量算出手段132は、第1の中間画像の水平座標と第2の中間画像の水平座標の値が同じである走査線同士で相関演算を行う。
位置補正量算出手段132は、画素信号値プロファイルp2(y)を、基準点ごとに区分し、各区間を伸縮させたり、y軸方向に移動させながらp1(y)との相関演算を行う。この相関演算は、例えばDPマッチング関数を用いて行うことができる。そして、位置補正量算出手段132は、画素信号値プロファイルp1(y)及びp2(y)が最も一致する場合における、画素信号値プロファイルp2(y)上の各基準点と、画素信号値プロファイルp1(y)上の対応する基準点との位置ずれ量を求める。この場合、画素信号値プロファイルp1(y)上の基準点と、画素信号値プロファイルp2(y)上の対応する基準点とは、第1の中間画像及び第2の中間画像に撮影されている被写体の同一部位を示していると推定される。
位置補正量算出手段132は、上記のマッチング演算を、第1の中間画像と第2の中間画像の対応する各走査線の画素信号値プロファイルについて行い、第2の中間画像について設定された各基準点について、それぞれ位置ずれ量を算出する。
位置補正量算出手段132は、上記のマッチング演算を、第1の中間画像と第2の中間画像の対応する各走査線の画素信号値プロファイルについて行い、第2の中間画像について設定された各基準点について、それぞれ位置ずれ量を算出する。
第2の中間画像の各基準点についての位置ずれ量を算出すると、位置補正量算出手段132は、第2の中間画像の各基準点以外の画素について、第1の中間画像の対応する画素との位置ずれ量を、隣接する複数の基準点について求められた位置ずれ量を線形補間することにより求める。あるいは、位置補正量算出手段132は、各基準点以外の画素の位置ずれ量を、各基準点について求められた位置ずれ量に基づいてスプライン補間を行うことにより算出してもよく、さらに他の補間方法を用いて算出してもよい。
ここで、上述したように、第1の中間画像に生じる幾何学的な歪み量と、第2の中間画像に生じる幾何学的な歪み量の絶対値はほぼ同一である。またそれら中間画像に生じる歪みの方向は、ともに位相エンコード方向に沿っているものの、その向きは互いに180°反転している。したがって、第1の中間画像の各画素と第2の中間画像におけるその対応画素の中点が、歪みの無い本来の位置と推定することができる。そこで、位置補正量算出手段132は、第2の中間画像の各画素について求めた位置ずれ量の1/2を、それら各画素に対する位置補正量とする。したがって、本実施形態の場合、位相エンコード方向をy軸と規定しているので、第2の中間画像に対する位置補正量は、第2の中間画像と同じサイズの2次元マトリックス状のデータとして与えられ、第2の中間画像の各画素と1対1に対応する要素に、その画素に対するy軸方向の移動量が規定されたものとなる。
また、第1の中間画像の各画素に対する位置補正量は、第2の中間画像の対応する画素について求めた位置補正量の正負を反転させることで算出される。
なお、位置補正量算出手段132は、ワーピング演算で使用される他の方法に基づいて、位置補正量を算出してもよい。
また、第1の中間画像の各画素に対する位置補正量は、第2の中間画像の対応する画素について求めた位置補正量の正負を反転させることで算出される。
なお、位置補正量算出手段132は、ワーピング演算で使用される他の方法に基づいて、位置補正量を算出してもよい。
出力画像生成手段133は、第1の中間画像及び第2の中間画像の各画素を、それぞれ算出した位置補正量に基づいて移動し、第1の中間画像及び第2の中間画像に対する位置補正画像を求める。そして、出力画像生成手段133は、各位置補正画像の対応する画素の信号値を加算平均した値を、出力画像の対応画素の信号値とする。このように、全ての画素について加算平均を行うことにより、出力画像生成手段133は、最終的な出力画像を生成する。第1の中間画像と第2の中間画像の対応する画素の信号値を加算平均することにより、S/N比を向上させることができる。
なお、コイル制御部11、画像再構成部12、画像処理部13は、制御部10に読み込まれ、制御部10を構成するCPUで実行されるブログラムモジュールとして実装される。あるいは、これら各部の機能を実現する専用の回路モジュールとして実装してもよい。
記憶部13は、フラッシュメモリのような不揮発性メモリ、ハードディスクのような磁気記録媒体、CD−ROM、DVD−RAMなどの光記録媒体で構成される。そして、記憶部14は、制御部10を駆動する制御用プログラム、各撮影条件に対応した設定データを規定した設定ファイル、コイル制御部11、画像再構成部12及び画像処理部13の各部で使用されるパラメータなどを記憶する。また、記憶部14は、画像処理部13で生成された出力画像や、患者情報などの一時保存にも使用される。
通信部15は、通信インターフェースであり、イーサネット(登録商標)、USB、SCSI、RS−232Cなどの規格に準拠した通信ポート、電子回路及びドライバソフトウェアなどで構成される。そして、通信部15は、制御部10とMRI装置本体部2を接続し、コイル駆動部6の制御信号を送信したり、MRI装置本体部2からNMR信号を受信する。また、通信部15は、制御部10とイメージャやストレージサーバのような外部機器を接続し、画像データなどの入出力を行う。
表示部16は、例えば、液晶ディスプレイなどで構成され、制御部10で算出された出力画像、患者情報などを表示する。また、操作部17は、マウスなどのポインティングデバイス又はキーボードなどで構成され、オペレータの操作にしたがって、撮影条件の設定、撮影開始などの操作信号を制御部10に送信する。
図4に、本発明に係るMRI装置1における、位相エンコード方向の歪みを補正した出力画像を取得する際の動作フローチャートを示す。このフローチャートを用いて、本発明に係るMRI装置1の動作について説明する。
まず、MRI装置1の制御部10は、操作部17から撮影開始の操作信号を取得すると、設定された撮影条件に基づいて、所定のパルスシーケンスを作成し、MRI装置本体部2のコイル駆動部6へパルスシーケンスを送信する(ステップS101)。そして、コイル駆動部6は、受信したパルスシーケンスに基づき、静磁場コイル3、RFコイル5及び傾斜磁場コイルセット4を駆動して、静磁場、RF磁場(高周波パルス)及び傾斜磁場を所定の順序及び所定の時間発生させる。そして、検出器7によりNMR信号を取得する(ステップS102)。具体的には、静磁場コイル3が撮影領域に静磁場を発生し、その後RFコイル5がRF磁場を発生させる。その後、傾斜磁場コイルセット4は、体軸方向(Z軸方向)にスライス選択用傾斜磁場Gsを掛けてNMR信号を取得する断層面を決定し、その後、傾斜磁場コイルセット4は、垂直方向(Y軸方向)に沿って、上方に行くほど強度が高くなるような位相エンコード用傾斜磁場Geを印加する。そして、傾斜磁場コイルセット4は、周波数エンコード方向にリードアウト用傾斜磁場Grを印加して、検出器7によりNMR信号を取得する。検出器7は、取得したNMR信号をA/D変換して、制御部10に送信する。なお、ここで制御部10は、様々な撮像方法に基づくパルスシーケンスを設定可能である。例えば、通常のEPI法に基づくものであってもよく、位相エンコード用傾斜磁場Geをブリップ印加するものでもよい。さらに、拡散強調画像を取得するために、モーションプロービンググラディエント(MPG)信号を印加するものであってもよい。
制御部10では、受信したNMR信号に基づき、画像再構成部12で第1の中間画像を生成する(ステップS103)。
まず、MRI装置1の制御部10は、操作部17から撮影開始の操作信号を取得すると、設定された撮影条件に基づいて、所定のパルスシーケンスを作成し、MRI装置本体部2のコイル駆動部6へパルスシーケンスを送信する(ステップS101)。そして、コイル駆動部6は、受信したパルスシーケンスに基づき、静磁場コイル3、RFコイル5及び傾斜磁場コイルセット4を駆動して、静磁場、RF磁場(高周波パルス)及び傾斜磁場を所定の順序及び所定の時間発生させる。そして、検出器7によりNMR信号を取得する(ステップS102)。具体的には、静磁場コイル3が撮影領域に静磁場を発生し、その後RFコイル5がRF磁場を発生させる。その後、傾斜磁場コイルセット4は、体軸方向(Z軸方向)にスライス選択用傾斜磁場Gsを掛けてNMR信号を取得する断層面を決定し、その後、傾斜磁場コイルセット4は、垂直方向(Y軸方向)に沿って、上方に行くほど強度が高くなるような位相エンコード用傾斜磁場Geを印加する。そして、傾斜磁場コイルセット4は、周波数エンコード方向にリードアウト用傾斜磁場Grを印加して、検出器7によりNMR信号を取得する。検出器7は、取得したNMR信号をA/D変換して、制御部10に送信する。なお、ここで制御部10は、様々な撮像方法に基づくパルスシーケンスを設定可能である。例えば、通常のEPI法に基づくものであってもよく、位相エンコード用傾斜磁場Geをブリップ印加するものでもよい。さらに、拡散強調画像を取得するために、モーションプロービンググラディエント(MPG)信号を印加するものであってもよい。
制御部10では、受信したNMR信号に基づき、画像再構成部12で第1の中間画像を生成する(ステップS103)。
次に、コイル駆動部6は、先ほどと同様にRF磁場及び傾斜磁場を発生させてNMR信号を取得する(ステップS104)。この場合において、傾斜磁場コイルセット4は、先ほどと同じ断層面が撮影されるように、スライス選択用傾斜磁場Gsを発生させる。そして、コイル駆動部6は、ステップS102で印加した位相エンコード用傾斜磁場Geを反転して印加する。すなわち、y軸に沿って下方に行くほど磁場強度が高くなるような位相コード用傾斜磁場Geを被写体9に印加する。そして、傾斜磁場コイルセット4は、周波数エンコード方向にリードアウト用傾斜磁場Grを印加して、検出器7によりNMR信号を取得する。検出器7は、取得したNMR信号をA/D変換して、制御部10に送信する。制御部10では、受信したNMR信号に基づき、画像再構成部12で第2の中間画像を生成する(ステップS105)。
第1及び第2の中間画像が生成されると、制御部10の画像処理部13は、それら中間画像に基づいて、出力画像を生成する。そのために、画像処理部13の基準点設定手段131は、第1及び第2の中間画像に、それぞれ走査線及び基準点を設定する(ステップS106)。その後、画像処理部13の位置補正量算出手段132は、対応する基準点同士の位置を一致させるための位置補正量を算出する(ステップS107)。なお、位置補正量の算出の詳細については、上記で説明したとおりである。位置補正量が算出されると、画像処理部13の出力画像生成手段133は、第1及び第2の中間画像を、算出した位置補正量に基づいて位置補正する(ステップS108)。そして、最後に、位置補正されたそれぞれの中間画像の各対応画素の値を加算平均することにより、出力画像を生成する(ステップS109)。
以上説明してきたように、本発明に係るMRI装置1は、位相エンコード用傾斜磁場Geの勾配の向きを180°反転させて取得した中間画像に基づき、同一部位同士の位置合わせを行うことによって位相エンコード方向に生じた歪みを精度よく補正することができる。
なお、本発明は、上記の実施形態に限定されるものではない。
上記では、被写体の体軸方向に直交する断層面の画像について歪み補正を行う例について説明した。しかし、MRI装置では、複数の断層面について画像データを取得することにより、被写体の撮影部位の立体的な情報を取得できるので、他の方向、例えば、体軸に平行な断面について生成された画像についても同様に歪み補正を行うことができる。
図5を用いて、被写体の側面断面画像について歪み補正を行う場合について説明する。図5(a)及び図5(b)は、それぞれ、被写体50の後方から前方(P→A)に磁場強度が強くなるような位相エンコード用傾斜磁場Geを印加した場合と、被写体の前方から後方(A→P)に磁場強度が強くなるような位相エンコード用傾斜磁場Geを印加した場合の側面断面画像の概略図である。図5(a)と図5(b)を比較すると、脊椎51の位置が前後にずれていることが分かる。この場合、被写体の上下方向に所定の間隔で、被写体の前後方向に延びる走査線52a〜52fを設定する。そして、図5(c)のように、各走査線52a〜52fについて、上記と同様に位置合わせを行って、位置補正量を算出し、その位置補正量に基づいて、位置ずれを補正すればよい。
上記では、被写体の体軸方向に直交する断層面の画像について歪み補正を行う例について説明した。しかし、MRI装置では、複数の断層面について画像データを取得することにより、被写体の撮影部位の立体的な情報を取得できるので、他の方向、例えば、体軸に平行な断面について生成された画像についても同様に歪み補正を行うことができる。
図5を用いて、被写体の側面断面画像について歪み補正を行う場合について説明する。図5(a)及び図5(b)は、それぞれ、被写体50の後方から前方(P→A)に磁場強度が強くなるような位相エンコード用傾斜磁場Geを印加した場合と、被写体の前方から後方(A→P)に磁場強度が強くなるような位相エンコード用傾斜磁場Geを印加した場合の側面断面画像の概略図である。図5(a)と図5(b)を比較すると、脊椎51の位置が前後にずれていることが分かる。この場合、被写体の上下方向に所定の間隔で、被写体の前後方向に延びる走査線52a〜52fを設定する。そして、図5(c)のように、各走査線52a〜52fについて、上記と同様に位置合わせを行って、位置補正量を算出し、その位置補正量に基づいて、位置ずれを補正すればよい。
さらに、本発明は、MRI装置のみに限られず、ある直線に沿って逆向きに歪みを生じる第1の中間画像と第2の中間画像が得られるものに対して、同様に適用して、歪みを補正した出力画像を得ることができる。
1 MRI装置
2 MRI装置本体部
3 静磁場コイル
4 傾斜磁場コイルセット(傾斜磁場発生器)
5 RFコイル
6 コイル駆動部
7 検出器
8 撮影台
9 被写体
10 制御部
11 コイル制御部
12 画像再構成部
13 画像処理部
131 基準点設定手段
132 位置補正量算出手段
133 出力画像生成手段
14 記憶部
15 通信部
16 表示部
17 操作部
2 MRI装置本体部
3 静磁場コイル
4 傾斜磁場コイルセット(傾斜磁場発生器)
5 RFコイル
6 コイル駆動部
7 検出器
8 撮影台
9 被写体
10 制御部
11 コイル制御部
12 画像再構成部
13 画像処理部
131 基準点設定手段
132 位置補正量算出手段
133 出力画像生成手段
14 記憶部
15 通信部
16 表示部
17 操作部
Claims (7)
- 撮影可能領域内の位置によって磁場強度を変化させた傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生器と、
前記傾斜磁場発生器によって発生された傾斜磁場を印加して被写体を位相エンコードした第1のNMR信号を取得し、且つ前記傾斜磁場の勾配を反転させた傾斜磁場を印加して被写体を位相エンコードした第2のNMR信号を取得する検出器と、
前記第1のNMR信号に基づいて第1の中間画像を生成し、且つ前記第2のNMR信号に基づいて第2の中間画像を生成する画像再構成部と、
前記第1の中間画像及び前記第2の中間画像に基づいて出力画像を生成する画像処理部と、
を有することを特徴とする核磁気共鳴測定装置。 - 前記画像処理部は、
前記第1の中間画像及び前記第2の中間画像に複数の基準点を設定する基準点設定手段と、
前記第1の画像に設定された複数の基準点と前記第2の画像に設定された複数の基準点のうち、被写体の同一の部位に対応する基準点同士の位置ずれ量を算出し、該位置ずれ量に基づいて前記第1の画像及び前記第2の画像に対する位置補正量を算出する位置補正量算出手段と、
前記第1の位置補正量に基づいて、前記第1の中間画像を位置補正し、且つ前記第2の位置補正量に基づいて前記第2の中間画像を位置補正し、位置補正された画像に基づいて出力画像を生成する出力画像生成手段と、
を有する請求項1に記載の核磁気共鳴測定装置。 - 前記基準点設定手段は、前記第1の中間画像及び前記第2の中間画像において、画素信号値が極大値又は極小値となる点を前記複数の基準点として設定する、請求項2に記載の核磁気共鳴測定装置。
- 前記出力画像生成手段は、前記第1の位置補正量に基づいて位置補正された前記第1の中間画像と、前記第2の位置補正量に基づいて位置補正された前記第2の中間画像との対応する画素の信号値を加算平均することにより、出力画像を生成する、請求項2又は3に記載の核磁気共鳴測定装置。
- 一方向に磁場強度の高い傾斜磁場を印加して被写体を位相エンコードした第1のNMR信号を取得するステップと、
前記傾斜磁場の勾配を反転させた傾斜磁場を印加して被写体を位相エンコードした第2のNMR信号を取得するステップと、
前記第1のNMR信号に基づいて第1の中間画像を再構成するステップと、
前記第2のNMR信号に基づいて第2の中間画像を再構成するステップと、
前記第1の中間画像及び前記第2の中間画像に基づいて出力画像を生成するステップと、
を有することを特徴とする核磁気共鳴画像生成方法。 - 前記出力画像を生成するステップは、
前記第1の中間画像及び前記第2の中間画像に複数の基準点を設定するステップと、
前記第1の中間画像に設定された複数の基準点と前記第2の中間画像に設定された複数の基準点のうち、被写体の同一の部位に対応する基準点同士の位置ずれ量を算出し、該位置ずれ量に基づいて前記第1の中間画像及び前記第2の中間画像に対する位置補正量を算出するステップと、
前記位置補正量に基づいて、前記第1の中間画像又は前記第2の中間画像を位置補正し、位置補正された画像に基づいて出力画像を生成するステップと、
を有する請求項5に記載の核磁気共鳴画像生成方法。 - 同一の被写体を撮影し、互いに逆向きの幾何学的歪みを有する第1の画像及び第2の画像に基づいて、幾何学的歪みを補正した出力画像を生成する画像補正装置であって、
前記第1の画像及び前記第2の画像に複数の基準点を設定する基準点設定手段と、
前記第1の画像に設定された複数の基準点と前記第2の画像に設定された複数の基準点のうち、被写体の同一の部位に対応する基準点同士の位置ずれ量を算出し、該位置ずれ量に基づいて前記第1の画像及び前記第2の画像に対する位置補正量を算出する位置補正量算出手段と、
前記位置補正量に基づいて、前記第1の画像又は前記第2の画像を位置補正し、位置補正された画像に基づいて出力画像を生成する出力画像生成手段と、
を有することを特徴とする画像補正装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2006159688A JP2007325775A (ja) | 2006-06-08 | 2006-06-08 | 核磁気共鳴測定装置及び核磁気共鳴画像生成方法 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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JP2006159688A JP2007325775A (ja) | 2006-06-08 | 2006-06-08 | 核磁気共鳴測定装置及び核磁気共鳴画像生成方法 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
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JP2007325775A true JP2007325775A (ja) | 2007-12-20 |
Family
ID=38926690
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
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JP2006159688A Pending JP2007325775A (ja) | 2006-06-08 | 2006-06-08 | 核磁気共鳴測定装置及び核磁気共鳴画像生成方法 |
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Country | Link |
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JP (1) | JP2007325775A (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2009195584A (ja) * | 2008-02-25 | 2009-09-03 | Hitachi Medical Corp | 画像処理装置および医用画像撮影装置 |
-
2006
- 2006-06-08 JP JP2006159688A patent/JP2007325775A/ja active Pending
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