JP2008220993A - アーチファクト減少像生成方法及びその装置 - Google Patents
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Abstract
【解決手段】前記像アーチファクトの物理学上の原因のモデルが設計され、前記焦点基準を最適化する様に像の焦点基準に対するこのモデルを摂動する影響が分析される。最適化された焦点基準の為、前記モデルは前記像アーチファクトの実際の物理上の原因を反映する。焦点基準は前記像のエントロピの基準であり、最適化された像はエントロピを減少させる。
【選択図】図2
Description
)で行われる。
(i)物体測定処理で発生した複数の受信信号からデータセットを取得する段階と、
(ii)像を生成する為に前記データセットを操作し、該データセット操作が前記物測定処理中に物の動作から起こる像アーチファクトの減少を含む段階とからなり、物体のアーチファクト減少生理学像生成方法を提供するものである。
前記データセット操作段階が
(a)初期アーチファクト含有像の焦点基準を計算する段階と、
(b)前記物の測定処理中に前記物体動作の初期のモデルを生成する段階と、
(c)前記モデルの効果を補償する為に前記データセットを操作すると共に該操作されたデータセットの前記焦点基準を再計算する段階と、
(d)前記焦点基準が最適化された最終物体動作モデルを得る為に該モデルを繰り返し変えると共に段階(c)を繰り返す段階とを含み、
前記最終物体動作モデルの効果を補う為前記データセットを操作した後に、前記アーチファクト減少像を前記データセットから生成する。
本発明はデータの取得中に前記物体動作により歪められた像の画質が確実に向上する方法を提供する利点を与える。
本発明の方法は特に磁気共鳴像(MRI)技術を使用して得た像の操作に適用できる。前記焦点基準は像エントロピ基準であることが好ましい。前記像エントロピの語はここでは像の異常の程度を示す為に用いられる。
MRIスキャンでの患者の動作は読み取り方向及び位相エンコード方向として公知である方向になる。前記データセットは操作されこれらの方向の患者の動作の影響を減らし、更に、回転動作は補正されてもよい。
像エントロピ基準は像の全体に亘り取られ或いは像の特定の領域として決定されてもよい。例えば、頭部のMRI像で前記像エントロピは患者の頭部が映写される全体の像のこれらの領域の為にだけ計算されてもよい。
患者の動作のモデルを変えるいくつかの技術が使用されてもよい。患者の動作モデルは区分的線形又は区分的一定手法で変えられてもよい。より程度の高い技術では前記モデルが最適化される様に、患者動作曲線の弧は減少される弧のサイズにより変化される。或いは又、前記患者動作曲線の限定のセットのノードは最初に変化されその後より多くのノードが変えられてより良好なスケールの患者動作曲線を得てもよい。サブセットが拡張される前にこの副像用の焦点基準を最適化して、限定のサブセットのk空間ラインに亘る像を初期に得ることが要請されてもよい。これらの技術は補正した像を得るのに掛かる時間を削減する為に利用されるだろう。
別の観点では、本発明はアーチファクトを誘導する動作の減少により磁気共鳴像の像の質を向上する方法を提供し、該方法は
(a)初期アーチファクト含有像の焦点基準を計算する段階と、
(b)前記アーチファクトの原因として起こりうる動作シーケンスのモデルを生成する段階と、
(c)前記モデルの影響を補償する為に前記データセットを操作すると共に該操作されたデータセットの前記焦点基準を再計算する段階と、
(d)前記焦点基準が最適化された最終モデルを得る為に該モデルを繰り返し変えるる段階とからなり、
前記最終モデルの影響を相殺する為に前記データセットを操作した後、前記アーチファクト減少像を前記データセットから生成する。
専門の像取得戦略が採用されなければならないMRIの像改良の従来技術と比較して、本発明のこの側面は従来の画像処理が使用されその後後に続く取得処理段階が行われるという利点を提供する。
別の観点では、本発明は配列された磁気共鳴像スキャナを提供して
(i)患者測定処理で発生した複数の受信信号からデータセットを取得する段階と、
(ii)像を生成する為に前記データセットを操作する段階とを遂行することにより前記患者のアーチファクト減少像を生成し、
該データセット操作がデータ取得中に患者の動作により起こる像アーチファクトの減少を含み、前記データセット操作段階が
(a)初期アーチファクト含有像の焦点基準を計算する段階と、
(b)前記アーチファクトの起こり得る原因として患者の動作モデルを生成する段階と、
(c)該モデルの影響を補償する為に前記データセットを操作すると共に該操作したデータセットの焦点基準を再計算する段階と、
(d)前記焦点基準が最適化された最終モデルを得る為に該モデルを繰り返し変える段階とを含み、
前記最終モデルの影響を相殺する為に前記データセットが操作された後、前記アーチファクト減少像を前記データセットから生成する。
前記優先出願のファイリングに続いて、画像面での剛体運動によるMRIアーチファクトの消去に関してR.A.Zoroofi,Y.Sato,S.Tamura及びH.Naitoによる科学論文がIEEE Transactions on Medical Imaging,Vol.15,No.6,December 1996の768ページから784ページに発表されている。前記論文は前記像取得中の動作によるボケ及びゴーストに関するものである。そこに述べられた技術は最小エネルギ法を使用して不知の動作パラメータを評価することを含んでいる。前記最小エネルギ法は関心領域の限界を認識することが要求されるが、エントロピ焦点基準はいかなる限界位置の認識をも要求されることはない。前記Zoroofiらによる方法はアルゴリズム的に実行されるテストに基づいて、彼らが動作がないと信じる一連のk空間ラインを選択することであり、像がこれらのラインから形成され、限界が求められ前記関心領域の限界として使用される。効果的な方法の為にはほとんど動作のない一連のk空間ラインを識別できることが必要である。本発明の方法はこの要求がなく連続する動作を補償することができる。
、動作後は
である。前記勾配座標系では、Pの位置は動作とは関係なく
のままである。ある所定の時間、例えば取得の中間で
=0である時、主座標系及び勾配座標系が一致する様に設けられ
となる。この時についての患者の動作及び勾配座標系はベクトル
により表される。動作の前後、前記勾配座標系
での磁化は前記主座標系の磁化
(所望の像)に関連している。
(動作前)
(動作後)
信号S(定数、緩和等を無視して)は前記勾配座標系で測定される。
Kは前記勾配座標系でのk空間共通の縦座標である。そこで動作後、
で
は
に依存しないので
と
を交換することは可能である(剛体本体に対して、該本体のすべての部分は前記勾配座標系での位置から独立して一緒に動く)。従って、
動作ベクトル
は並進
及び回転
とからなる。どんな剛体本体の動作も回転に続く並進として説明することができる。ここでは回転軸は前記主座標系の原点を通って設けられ、回転は小さな角度の近似値
により表現される。
として
このクロス積は新たなものではなく前記共通縦座標での変化である。
前記並進は
に依存しないので積分により求められてもよい(又、回転がない場合フーリエシフト法則がある)。
スカラ3倍積の巡回置換は
を与え、従って
Z軸についてだけ回転して、
これは小さな角度の近似値のフーリエ回転法則である。像の補正にとっては並進は前記位相シフト要素
を前記測定された信号に適用することにより補正される。回転を補償する為にはk空間又は前記像のどちらかが回転される。拡散強調像としては回転の効果は
を作ることであり、該
は
及び
により表された像勾配ではなく前記拡散勾配にのみ依存する。このことは、回転がk空間の一定シフトを生じさせ像領域の位相シフトにより補正されるので、補償問題を容易にする。
読み出しラインが得られる。該測定処理中に患者の動作があるとその後各読み出し時で患者の結果変位がある。前記
読み出しラインは上付きのjにより示され該jは0,1,2…..,
の値を取る。並進の動作だけを考えると、各時間での変位ベクトル
は周波数エンコーディング方向(x)での変位
及び位相エンコーディング方向(y)での変位
とからなり、明瞭にする為上付きを落として
となる。上述した様に像補償は前記k空間データに前記位相シフト要素
を乗じることにより行われる。並進の補償は像とk空間間のフーリエ変換と同様に線形処理である。その結果として、2次元並進の補正は1次元読み出し補償と位相エンコード補償とに分割されることができる。
であり、
又、
はこの方向の撮像視野を示し像領域の寸法であり、該寸法は通常250mm×250mmである。この指標はuが1の段階で0から
に増加する時に
が負から正に増加するという規則を利用しており、前記読み出し方向には
データ値がある。
1次元位相エンコード補償として、各読み出しラインでの前記位相エンコード方向の変位
の補正は
であり、
を通って変化する。
は点x,yでの像の強度であり、
は前記像の最大強度である。ここで強度は特定の点での複素数値の絶対値として定義されている。分母の
はいかなる繰り返しにおいても点x,yの
の値より小さくてはならない。MRIでの位相補償は多数の複素数の追加を含み、最終像は前記合計の検出した振幅となり、これは適用される正確な位相補償に対する感度にかなり依存する。その結果、前記像最大値は変化しやすく、前記像の品質を計算する為に適用される患者動作の正確な評価に依存する。例えば、完全に補正された像の前記像最大値はおそらく要素2により、開始点として使用された初期の未補正像よりかなり低くなるだろう。低い最大値は広域エントロピの上記基準を低下させ、これは好ましいことではない。従って、修正したエントロピ焦点基準は
となり、動作補正により適しており、
は直面されそうな摂動像最大値より大きいある数である。未補正像
に対してその絶対値
が取られた場合これはある最大値
となる。この値が2倍にされた場合
の適切な値は前記像
から誘導されたすべての像
の為に得られる。
の直流(DC)を通って進行して、連続するk空間ラインとして得られる。必要であればk空間のデータはボックス104により示されている様に再整列されてもよい。図3は
i)初期の患者動作のスプラインのパラメータ化を生成する機能と、
ii)1組のスプライン摂動を動作スプラインの最新最良の評価で実行する機能と、
iii)前記摂動した動作スプラインを使用し補償像を得る機能と、
iv)該補償像の焦点基準を計算する機能と、
v)該補償像の焦点基準を摂動する前の前記像のそれと比較する機能を
実行する手順の段階を示している。
になると考えられると、その後前記摂動の後、前記ベクトルは
となり
は摂動セット
からなり、
となり、
は通常nに依存している。
が又得られ、修正像
を生成する。この修正像の焦点基準
はその後上述した様に前記補正されたエントロピ焦点基準を使用して計算される。比較段階130では、前記焦点基準
は非摂動像の焦点基準
と比較される。
の場合には、その後前記摂動δは全体像に有益な影響をもたらし前記動作ベクトル
は更新され、動作ベクトル最新段階132により
となり、そうでない場合には
は変化しない。前記全ノードセットを横切るエントロピの減少が1セット値、通常は0.2、より少なくなる迄、前記手順サイクルは前記全体のノードセットの為
を更新するループを巡回する。前記摂動のステップサイズはその後1mmに2等分されより細かいスプライス近似値を与え、更に前記摂動の振幅が0.5mmになる迄2等分する処理が繰り返し行われる。該反復処理がこのステップサイズを完了すると、前記最終患者動作ベクトルが前記データセットを補正する為に使用され該データセットから完全に補正された像が得られる。該完全に補正された像はその後蓄積され医療従業者による分析用のスクリーンに表示される。
と呼ばれ
と整列され、Nはノードセットのノード数のNであり通常奇数である。中間ノードはmidNode=(N-1)/2で示される。ノードオーダリング順列
は
=midNodeとして定義され、iが偶数ならば
=midNode+i/2となり、iが
の奇数ならば
=midNode-(i-1)/2となる。このノードオーダリングは中間k空間ノードから放射状に作り上げた結果に相当し、該中間k空間ノードは最も通常の取得では直流又はゼロ周波数にある。前記中間ノード近傍で摂動するノードは減少するエントロピで最大の効果を有する傾向がある。アルゴリズム終了限界εは例えば0.2の値で設定される。一般にセントリックノードオーダリングは強制的なものではなくすべての取得モードに対して使用されるものではない。
の代わりに2次元の場合には3つの
があり動作曲線
は回転となる。以前と同数で同間隔のノードを使用すると、上述した離散型パラメータ空間は前記1次元の場合の3倍の大きさとなる。前記ノードオーダリングは再びk空間の中間の直流ラインから中心になるであろう。所定の掃引での各ノードにおいて、所定のノードでそれぞれ順番にノードの揺れを実行する関数
を通り抜ける為のオーダに関する疑問が起きている。これは実験により決定され、それは決定的になりそうではないが、概してパラメータは最速で最強の収束を与えるので最初に最大の降下(エントロピ減少)を与えそうであるとみなすのが最良である。これが又上述したセントリックノードオーダリングが選択された理由である。従って、2次元の場合には上記疑似コードへの主要な補正は図9で示した様に上記Do200ループ内部に直接入れ子にされた更なるDoループを挿入することである。
全体像に亘り全体的に定義するエントロピ表現を使用するよりむしろエントロピ表現はより局部的手法で定義されてもよい。前記全体像に亘る前記エントロピを計算する代わりに、x分解能セル又はy分解能セルそれぞれの範囲内にあるラインワイズ(linewise)を計算してもよい。前記患者動作がy又はx方向にそれぞれ制限されることが知られた場合にはこれは有益となるであろう。その為これは通常の2次元患者動作の場合には適さないであろう。前記修正されたラインワイズエントロピ表現は
として与えられる。この表現において、x分解能セルだけに亘る合計に含み前記最初の像とこれらのセルの交差が一定の境界に亘る実質のエネルギを含む方が良く、さもなければ焦点のボケたエネルギだけを含む像のないラインは不確定となり得るであろう。
は像平均であり、平方された
は前記絶対値像
のx,y番目の画素の平方振幅(又は強度)である。焦点で前記像が最小変化の特徴がある場合には、その後この焦点基準は焦点で最小化される。平均による標準化は絶対的な像レベルでの変化を補償する為に計画される。これはフーリエ分析のパーセバルの定理により位相補正像の
が補償前の
に等しくなるので厳密には必要ではない。従って、この最終的な式は
に簡略化される。動作補正手順の作動は各種方法により変更されてもよい。例えば、ノードがトラバースされる前記ノードセット及びシーケンスは変更されてもよく前記アルゴリズムが進行する時に動的に変更されてもよい。摂動セット
はスプライン接近のタイプかもしれないが、変更されてもよい。前記像補償が実行される正確な手法かもしれないが、前記最適化アルゴリズムが採用されてもよい。例えば単一のノードを摂動するよりむしろ前記アルゴリズムが各ノード摂動の振幅を変えて2以上のノードを共に摂動することが有益である。
は前記データ点に挿入される前記k空間位置から前記周波数エンコード又は位相エンコード方向に沿ったk空間の点の数であり、
、核半径は4.78であり、これはS.R.Marschener and R.J.Lobb in Proc.Visualization‘94,R.D.Bergeron and A.E.Kaufman,Ed.,IEEE Computer Society Press,1994の100ページから107ページに述べられた技術に従っている。前記焦点基準技術はゴーストに敏感なので、データはサンプリング過多となりポストエイリアシング(post-aliasing)効果を減少する。前記核変換の最初のサイドローブは前記元の像領域にポストエイリアシングを生じさせ中心領域の下で31dBとなり、それ自身は前記像中心でその値の0.5%以下で変化する。
は合計されこの合計は前記挿入した点を正規化する為に使用される。この合計が小さすぎる(
/5より小さくなるように取られる)と、前記挿入された値はゼロに設定される。15°より少ない回転角度にとってゼロファイリングは許容可能に示されている。
完全な像の回転により前記像エントロピは変化しない。良好な像の前記全k空間が15°迄回転されると、前記元の像からの最大エントロピ変化は前記元の像エントロピの約0.5%となり、約2%の動作補償による通常のエントロピ変化に匹敵する。
このk空間の回転はその中心に対して前記像を回転する。ほとんどの像にとって前記回転の真の中心は前記像の中心とならないだろう。これを妨げるには前記回転補正後に、k空間の前記回転部分には未知の並進補正を適用させなければならない。
実数及び虚数データは別々に挿入される。問題を克服する為には前記像が前記撮像視野の中心である場合には、前記実数及び虚数のk空間データの非常に迅速な符号変化から起こる高速フーリエ変換処理の為、前記像はk空間に変換する前にx及びyの撮像視野の半分シフトされ折り返される。
(i)4回の元の領域へのゼロパッド像
(ii)x及びyで像を半分新しい撮像視野にシフトし折り返す
(iii)高速フーリエ変換をk空間に実行する
(iv)試行の回転角度及びステップ回数を補正する再グリッド化を適用する
(v)i高速フーリエ変換(iFFT)を像領域に実行する
(vi)像を半分前記撮像視野にシフトしそれを正確に再び中心に置く
(vii)前記像を引き出す(即ち、新しい像が前記元の像と同サイズになる様に以前のゼロパッド領域を放棄する)
(viii)勾配下降アルゴリズムを適用し未知の回転中心の為前記並進補正を見出す
更なる明確なアルゴリズム的方法が開発され多数の像に好結果であることがわかった。これらの更なる方法は上記したノード揺れアプローチの進化的発展になると考えられる。前記方法は前記真の患者動作への連続する近似値のタイプ及び探索図のタイプの点で相違する。通常、k空間ラインのグループは同時にむしろ摂動される。患者の並進と回転の通常の2次元問題を解決する為、前記探索空間は潜在的に非常に大きくなるので、近道を導入し局所的エントロピの最小値に留まって探索時間を削減すると共に該探索のリスクを最小化することが有益である。
がある数(通常64)の等しい長方形に分割され、各長方形の最大値が決定される。該最大値が像全体の最大値
の設定された端数、例えば0.1である場合、その後ボックスは暗と表示される。通常の像
の前記ボックスエントロピはそれぞれ暗でないボックスとして計算されたエントロピ
のkに亘る合計として計算される。従って、
がk番目のボックスのi,j番目の画素であると共に
が前記最初の焦点のボケた像
のk番目のボックスの最大値である場合には、前記k番目のボックスのエントロピは
として定義される。
実際、画素の値の更なるスケーリング及びしきい値は低い値の画素を前記合計に与え過ぎるのを防ぐ為に行われる。強調されない中間の値の画素を与えて、前記像の高い画素と低い画素との間の釣り合いを取ることが好ましい。
Claims (12)
- (i)スキャニング手段(12)を使用して、物体をスキャンし、物体からの受信信号から像データセットを取得する段階と、
(ii)前記データセットを操作して、前記物体に関連する望ましくないアーチファクトの影響を減少し、アーチファクト減少像に対応する補正された像データを作成する段階とによって物体の補正された生理学的画像を生成する方法であって、
(a)起こりうるアーチファクトの原因に対応する試験的なアーチファクトを生成する段階と、
(b)前記試験的なアーチファクトが相殺される前記像データセットの操作バージョンを作成し、フォーカス判定基準を用いて画像改善を試験する段階と、
(c)前記試験的なアーチファクトを変化させ、前記段階(b)を繰り返して、前記フォーカス判定基準の最適化に関連する前記試験的なアーチファクトのバージョンが繰り返しによって得られる程度まで補償された、前記像データセットの操作バージョンを作成する段階と、
(d)前記フォーカス判定基準の最適化に関連する、前記像データセットの操作バージョンから、補正された像データを作成する段階と、
を含むことを特徴とする方法。 - 前記試験的なアーチファクトは、第1の試験的なアーチファクトであり、第2の試験的なアーチファクトを得るために、前記段階c)の後に前記段階b)及びc)が繰り返され、2つの試験的なアーチファクトが補償された像データセットの操作バージョンを提供することを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 前記望ましくないアーチファクトの影響は、前記スキャニング手段(12)の作動時の物体の動作に関連することを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 前記スキャニング手段は、磁気共鳴像(MRI)スキャニング手段(12)であることを特徴とする請求項3に記載の方法。
- 前記フォーカス判定基準は、画像のエントロピ判定基準であることを特徴とする請求項4に記載の方法。
- 前記アーチファクトの影響は、物体の変位に起因し、前記像データセットの操作バージョンを作成する前記段階は、複数の前記受信信号に各位相要素を掛けることを含むことを特徴とする請求項5に記載の方法。
- 前記MRIスキャニング手段(12)は、周波数エンコード方向xを定義しており、像データセットは、読み出しの指標数jのそれぞれの値を有するデータ点のラインセットであり、前記周波数エンコード方向の像データセットの点の変位
を補正するために、位相要素は
であり、ここで、
であり、FOVxは前記周波数エンコード方向の撮像視野であり、uは前記周波数エンコード方向に広がる点のラインにおける前記像データセットの点の指標数であり、この点の数Nxを含むことを特徴とする請求項6に記載の方法。 - 前記MRIスキャニング手段(12)は、位相エンコード方向yを定義しており、前記像データセットは、読み出しの指標数jのそれぞれの値を有するデータ点のラインセットであり、前記位相エンコード方向の前記像データセットのラインの変位
を補正するために、位相要素は
であり、ここで、
であり、FOVyは前記位相エンコード方向の撮像視野であり、Nyは前記データセットのライン数であることを特徴とする請求項6又は7に記載の方法。 - 前記フォーカス判定基準は、暗ではいと認定された小区分像により決定される画像のエントロピ判定基準であることを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 前記スキャニング手段は、MRIスキャニング手段(12)であり、前記試験的なアーチファクトは、物体の動作に関連付けされ、前記像データセットは、データ点のラインセットであり、前記試験的なアーチファクトを繰り返して変化させる前記段階は、最初は、後ほど使用されるデータセグメントに比べて、多数のそのようなラインを含むデータセグメントを用いて実行されることを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 前記スキャニング手段は、MRIスキャニング手段(12)を含み、前記試験的なアーチファクトは、物体の動作に関連付けされ、前記像データセットは、データ点のラインセットであり、前記試験的なアーチファクトを繰り返して変化させる前記段階は、最初は、後ほど使用されるノードに比べて、小数のノードを用いて実行されることを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 前記スキャニング手段は、MRIスキャニング手段(12)を含み、前記試験的なアーチファクトは、物体の動作に関連付けされ、前記MRIスキャニング手段(12)は、前記データセットのサブセットを用いて、副像を取得するようになっており、前記試験的なアーチファクトを繰り返して変化させる前記段階は、前記サブセットに対応する領域にわたって実行され、前記サブセットは、後の繰り返し段階において拡大されることを特徴とする請求項1に記載の方法。
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