JPH0366360A - 磁気共鳴イメージング装置における画像再構成方法 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置における画像再構成方法Info
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- JPH0366360A JPH0366360A JP1201183A JP20118389A JPH0366360A JP H0366360 A JPH0366360 A JP H0366360A JP 1201183 A JP1201183 A JP 1201183A JP 20118389 A JP20118389 A JP 20118389A JP H0366360 A JPH0366360 A JP H0366360A
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-
- G—PHYSICS
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- G01R33/48—NMR imaging systems
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- A61B17/00234—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for minimally invasive surgery
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は核磁気共鳴現象を用いて被検体から医学的に有
効な断層像を得るＭＲイメージイング装置（以下ＭＨＩ
装置）に係り、特に装置により得られた信号に含まれる
歪みを補正し、高分解能の画像を再構成する方法に関す
る。
効な断層像を得るＭＲイメージイング装置（以下ＭＨＩ
装置）に係り、特に装置により得られた信号に含まれる
歪みを補正し、高分解能の画像を再構成する方法に関す
る。
ＭＨＩ装置では被検体からの信号を被検体各部の位置に
対応させて分離・識別する必要がある。
対応させて分離・識別する必要がある。
その為の方法の１つに対象空間に傾斜磁場を印加して被
検体各部の位置に対応して磁場強度を異ならせ、これに
より上記被検体各部の共鳴周波数あるいは位相推移量を
異ならせて位置の情報を得る方法がある。この方法は、
例えばＰｒｏｃ、ＩＥＥＥ、７１゜３３８（１９８３）
、 Ｐｒｏｃ、ＩＥＥＥ、７０．１１５２（１９８２）
などに詳略に述べられているのでここでは省略する。Ｍ
ＨＩ装置はこれらに端を発し種々の変形改良がなされて
いるが、原理的には前記傾斜磁場の印加手段によってイ
メージングに必要な位置情報を得ている。
検体各部の位置に対応して磁場強度を異ならせ、これに
より上記被検体各部の共鳴周波数あるいは位相推移量を
異ならせて位置の情報を得る方法がある。この方法は、
例えばＰｒｏｃ、ＩＥＥＥ、７１゜３３８（１９８３）
、 Ｐｒｏｃ、ＩＥＥＥ、７０．１１５２（１９８２）
などに詳略に述べられているのでここでは省略する。Ｍ
ＨＩ装置はこれらに端を発し種々の変形改良がなされて
いるが、原理的には前記傾斜磁場の印加手段によってイ
メージングに必要な位置情報を得ている。
さて、このような方法においては、傾斜磁場を高速にか
つ精度良く制御する必要がある。代表的な例として傾斜
磁場を発生させるために用いるコイルに数十アンペアの
電流を１ｍｓ程度の立ち上り時間で流す必要があり、得
られる傾斜磁場の振幅やパルス幅は１０″″８オーダの
精度が要求される。
つ精度良く制御する必要がある。代表的な例として傾斜
磁場を発生させるために用いるコイルに数十アンペアの
電流を１ｍｓ程度の立ち上り時間で流す必要があり、得
られる傾斜磁場の振幅やパルス幅は１０″″８オーダの
精度が要求される。
ＭＲＩ装置には超電導、常電導、永久磁石の３タイプが
実用化されているが、いずれの方式でも傾斜磁場の精度
を阻害する要因として、渦電流効果がある。超電導磁石
では真空容器が、常電導磁石ではコイル自体あるいは冷
却の為の容器が、永久磁石では均一度を良くする為のポ
ールピースや磁石そのものなどが、それぞれアルミニウ
ム、銅。
実用化されているが、いずれの方式でも傾斜磁場の精度
を阻害する要因として、渦電流効果がある。超電導磁石
では真空容器が、常電導磁石ではコイル自体あるいは冷
却の為の容器が、永久磁石では均一度を良くする為のポ
ールピースや磁石そのものなどが、それぞれアルミニウ
ム、銅。
鉄などの導伝材料で構成され、それが傾斜磁場コイルの
近くに配置されており、前記の早い磁束変化によって渦
電流が発生する。渦電流による磁場は本来の傾斜磁場を
打ち消すように発生し、しかも時間経過とともに減少す
る。そこで従来装置では渦電流により減少する分をあら
かじめ余分に電流を流し、傾斜磁場コイルをオーバード
ライブすることによりこの問題に対処していた。
近くに配置されており、前記の早い磁束変化によって渦
電流が発生する。渦電流による磁場は本来の傾斜磁場を
打ち消すように発生し、しかも時間経過とともに減少す
る。そこで従来装置では渦電流により減少する分をあら
かじめ余分に電流を流し、傾斜磁場コイルをオーバード
ライブすることによりこの問題に対処していた。
傾斜磁場コイルは通常イメージングの為にＸ。
Ｙ、Ｚの３方向が必要である。そして前記のオーバード
ライブ量は、各コイルの特性に応じてそれぞれ独立に速
製される。例えば第２図（ａ）の様に台形の電流波形に
対する傾斜磁場が（ｂ）の応答を示す場合は、あらかじ
めオーバードライブ波形（Ｑ）を加えることにより（ｄ
）の如き傾斜磁場波形を得るように（ｃ）の波形を調整
する。これをｘ、ｙ、ｚについてそれぞれ独立に行なう
。
ライブ量は、各コイルの特性に応じてそれぞれ独立に速
製される。例えば第２図（ａ）の様に台形の電流波形に
対する傾斜磁場が（ｂ）の応答を示す場合は、あらかじ
めオーバードライブ波形（Ｑ）を加えることにより（ｄ
）の如き傾斜磁場波形を得るように（ｃ）の波形を調整
する。これをｘ、ｙ、ｚについてそれぞれ独立に行なう
。
上記従来技術は傾斜磁場コイルに流す電流と発生する渦
電流との間に直線関係が成り立つことが前提となってい
る。しかし実際のＭＨＩ装置では非直線性が発生するこ
とがあり、その場合後述する種々の問題を生ずる。非直
線性の要因としては、強い静磁場と渦電流間のローレン
ツ力による渦電流分布の変化や、鉄など磁性体の磁気飽
和が考えられる。
電流との間に直線関係が成り立つことが前提となってい
る。しかし実際のＭＨＩ装置では非直線性が発生するこ
とがあり、その場合後述する種々の問題を生ずる。非直
線性の要因としては、強い静磁場と渦電流間のローレン
ツ力による渦電流分布の変化や、鉄など磁性体の磁気飽
和が考えられる。
第３図に通常用いられるフーリエイメージング法の撮像
シーケンスの１例を示す。ここでＲＦはＮＭＲ現象を引
き起こす照射パルス、ａＺは所望の断面を選択するため
のスライス傾斜磁場、ＧＹは撮像化の為の位相エンコー
ド傾斜磁場、Ｇｘは撮像化の為の周波数エンコード傾斜
磁場、Ｆ（ｔ）は得られる検出信号である。ここで実際
の計測ではＧＹの振幅を種々に変えて第３図のシーケン
スを繰り返し実行する。もしコイルに流す電流と渦電流
の間に直線関係が成り立てば、得られたデータはに空間
（フーリエ面を波数で表現した空間）を第４図の実線の
様に正方マトリクス上の交点に並らぶ、しかし前述した
電流に対する非直線があると、例えばＹの傾斜磁場電流
Ｉｙの振幅増加に応じて渦電流が飽和方向に向かい、前
述したオーバードライブが過剰となり、得られるデータ
のにマツプは、ｙ方向に非直線的に引き延ばされた形に
なる。またＸの傾斜磁場電流ＩＸはシーケンスの繰り返
しの間開−の振幅で印加するが、第３図の区間ｔａの間
Ｇｙ と共に印加される。この場合ＩＹによる磁場がＩ
ｘで生ずる渦電流に影響を及ぼし、前記と同様な理由に
よって等価的なＧｘが増加し、Ｋｘ上の座標点がＩＹの
振幅に応じてＸ方向（時間ｔの増加方向）に非直線的に
移動する。
シーケンスの１例を示す。ここでＲＦはＮＭＲ現象を引
き起こす照射パルス、ａＺは所望の断面を選択するため
のスライス傾斜磁場、ＧＹは撮像化の為の位相エンコー
ド傾斜磁場、Ｇｘは撮像化の為の周波数エンコード傾斜
磁場、Ｆ（ｔ）は得られる検出信号である。ここで実際
の計測ではＧＹの振幅を種々に変えて第３図のシーケン
スを繰り返し実行する。もしコイルに流す電流と渦電流
の間に直線関係が成り立てば、得られたデータはに空間
（フーリエ面を波数で表現した空間）を第４図の実線の
様に正方マトリクス上の交点に並らぶ、しかし前述した
電流に対する非直線があると、例えばＹの傾斜磁場電流
Ｉｙの振幅増加に応じて渦電流が飽和方向に向かい、前
述したオーバードライブが過剰となり、得られるデータ
のにマツプは、ｙ方向に非直線的に引き延ばされた形に
なる。またＸの傾斜磁場電流ＩＸはシーケンスの繰り返
しの間開−の振幅で印加するが、第３図の区間ｔａの間
Ｇｙ と共に印加される。この場合ＩＹによる磁場がＩ
ｘで生ずる渦電流に影響を及ぼし、前記と同様な理由に
よって等価的なＧｘが増加し、Ｋｘ上の座標点がＩＹの
振幅に応じてＸ方向（時間ｔの増加方向）に非直線的に
移動する。
第４図の点線はこのようにして得られた実際のにマツプ
の歪みを模式的に示したものである。
の歪みを模式的に示したものである。
さて前述した従来技術は、この様な渦電流の非直線性に
よるにマツプの歪みについて配慮されておらず、そのた
め再構成した画像にぼけを生じ画質劣下を起こしていた
。
よるにマツプの歪みについて配慮されておらず、そのた
め再構成した画像にぼけを生じ画質劣下を起こしていた
。
本発明の目的は、この様なにマツプの歪みを補正するこ
とにより画像上のぼけを低減し、高画質なＭＲＩ装置を
提供することにある。
とにより画像上のぼけを低減し、高画質なＭＲＩ装置を
提供することにある。
上記目的は、以下の手段により達成される。
すなわち、第４図の点線で示された歪みを伴った検出信
号Ａ（ｔ、Ｉｙ）を基に、歪みのない実線上のデータＦ
（ｋｘ−ｋｙ）を補間演算により求め、新たに得たＦ’
（ｋｘ、ｋｙ）をフーリエ変換することによりぼけの
改善された再構成画像を得るものである。
号Ａ（ｔ、Ｉｙ）を基に、歪みのない実線上のデータＦ
（ｋｘ−ｋｙ）を補間演算により求め、新たに得たＦ’
（ｋｘ、ｋｙ）をフーリエ変換することによりぼけの
改善された再構成画像を得るものである。
ここで上記補間演算を実施するには理想的な座標点（ｋ
、、 ｋｙ）と計測して得られる座標点Ｄ＋ｒｙ）の関
係が既知でなけれ１よならない。この関係を直接的に推
定する方法としては格子状のファントムを実際にＭＨＩ
装置で計測し、得られたデータのピーク点の配列からこ
の関係を求めることができる。また、 ｋｙ＝＝ａｏ＋ａｘ・Ｉｙ＋ａｚＩｙ”十−−（１）ｋ
ｘ＝ｔ＋ｂｏ＋ｂｉＩｙ＋ｂｚ・Ｉｙ”＋”＝・（２）
などと多項式近似し、ぼけが最も少なくなるような係数
ａｎ、ｂｒｌを実験的に求める手法を用いても良い。
、、 ｋｙ）と計測して得られる座標点Ｄ＋ｒｙ）の関
係が既知でなけれ１よならない。この関係を直接的に推
定する方法としては格子状のファントムを実際にＭＨＩ
装置で計測し、得られたデータのピーク点の配列からこ
の関係を求めることができる。また、 ｋｙ＝＝ａｏ＋ａｘ・Ｉｙ＋ａｚＩｙ”十−−（１）ｋ
ｘ＝ｔ＋ｂｏ＋ｂｉＩｙ＋ｂｚ・Ｉｙ”＋”＝・（２）
などと多項式近似し、ぼけが最も少なくなるような係数
ａｎ、ｂｒｌを実験的に求める手法を用いても良い。
相、互の座標の対応関係はシーケンスが決まれば充分な
再現性があるので、シーケンスに対応した歪みパターン
をあらかじめ用意しておき、計測データの取得後、所望
の歪みパターンの回復処理を行なう手法を用いる。
再現性があるので、シーケンスに対応した歪みパターン
をあらかじめ用意しておき、計測データの取得後、所望
の歪みパターンの回復処理を行なう手法を用いる。
以下１本発明の一実施例を図面を用いて具体的に説明す
る。
る。
第５図は、本発明の一実施例のＭＨＩ装置の全体概略構
成を示すブロック図である。
成を示すブロック図である。
本実施例のＭＨＩ装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を
利用して被検体の断層画像を得るものであり、第５図に
示すように、静磁場発生磁石１ｏと、中央処理装置（Ｃ
ＰＵ）１１と、シーケンサ１２と、送信系１３と、磁場
勾配発生系１４と、受信系１５と信号処理系１６とを備
えている。
利用して被検体の断層画像を得るものであり、第５図に
示すように、静磁場発生磁石１ｏと、中央処理装置（Ｃ
ＰＵ）１１と、シーケンサ１２と、送信系１３と、磁場
勾配発生系１４と、受信系１５と信号処理系１６とを備
えている。
前記静磁場発生磁石１０は、被検体１の周りにその体軸
方向または体軸と直交する方向に強く均一な静磁場を発
生させるものであり、前記被検体１の周りにある広がり
をもった空間に、永久磁石方式または常電導方式あるい
は超電導方式の磁場発生手段が配置されている。
方向または体軸と直交する方向に強く均一な静磁場を発
生させるものであり、前記被検体１の周りにある広がり
をもった空間に、永久磁石方式または常電導方式あるい
は超電導方式の磁場発生手段が配置されている。
前記シーケンス１２は、ＣＰＵ１１の制御で動作し、被
検体１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送
信系１３及び磁場勾配発生系１４並びに受信系１５に送
るものである。
検体１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送
信系１３及び磁場勾配発生系１４並びに受信系１５に送
るものである。
前記送信系１３は、高周波発振器１７と変調器１８と高
周波増幅器１９と送信側の高周波コイル２０ａ、！：：
から成り、前記高周波発振器１７から出力された高周波
パルスをシーケンサ１２の命令に従って変調器１８で振
幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増
幅器１９で増幅した後に被検体１に近接して配置された
高周波コイル２０ａに供給することにより、電磁波が前
記被検体１に照射されるようになっている。
周波増幅器１９と送信側の高周波コイル２０ａ、！：：
から成り、前記高周波発振器１７から出力された高周波
パルスをシーケンサ１２の命令に従って変調器１８で振
幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増
幅器１９で増幅した後に被検体１に近接して配置された
高周波コイル２０ａに供給することにより、電磁波が前
記被検体１に照射されるようになっている。
前記磁場勾配発生系１４は、ｘ、ｙ、ｚの三軸方向に巻
かれた傾斜磁場コイル２１と、それぞれのコイルを駆動
する傾斜磁場電源２２とから成り、前記シーケンサ１２
からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源２
２を駆動することにより、ｘ、ｙ、ｚの三軸方向の傾斜
磁場Ｇｘ ＨＧｙ ＨＯ２を被検体上に印加するように
なっている。この傾斜磁場の加え方により、被検体１に
対するスライス面を設定することができる。前記受信系
１５は、受信側の高周波コイル２０ｂと増幅器２３と直
交位相検波器２４とＡ／Ｄ変換器２５とから成り、前記
送信側の高周波コイル２０ａから照射された電磁波によ
る被検体上の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は、被検体１
に近接して配置された高周波コイル２０ｂで検出され、
増幅器２３及び直交位相検波器２４を介してＡ／Ｄ変換
器２５に入力してデジタル量に変換され、さらに、シー
ケンサ１２からの命令によるタイミングで直交位相検波
器２４によりサンプリングされた二系列の収集データと
され、その信号が信号処理系１６に送られるようになっ
ている。この信号処理系１６は、ＣＰＵＩ ｌと、磁気
ディスク２６及び磁気テープ２７等の記録装置と、ＣＲ
Ｔ等のデイスプレィ２８とから成り、前記ＣＰＵＩＩで
フーリエ変換、補正係数計算像再構成等の処理を行い、
任意断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演
算を行って得られた分布を画像化してデイスプレィ２８
に表示するようになっている。
かれた傾斜磁場コイル２１と、それぞれのコイルを駆動
する傾斜磁場電源２２とから成り、前記シーケンサ１２
からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源２
２を駆動することにより、ｘ、ｙ、ｚの三軸方向の傾斜
磁場Ｇｘ ＨＧｙ ＨＯ２を被検体上に印加するように
なっている。この傾斜磁場の加え方により、被検体１に
対するスライス面を設定することができる。前記受信系
１５は、受信側の高周波コイル２０ｂと増幅器２３と直
交位相検波器２４とＡ／Ｄ変換器２５とから成り、前記
送信側の高周波コイル２０ａから照射された電磁波によ
る被検体上の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は、被検体１
に近接して配置された高周波コイル２０ｂで検出され、
増幅器２３及び直交位相検波器２４を介してＡ／Ｄ変換
器２５に入力してデジタル量に変換され、さらに、シー
ケンサ１２からの命令によるタイミングで直交位相検波
器２４によりサンプリングされた二系列の収集データと
され、その信号が信号処理系１６に送られるようになっ
ている。この信号処理系１６は、ＣＰＵＩ ｌと、磁気
ディスク２６及び磁気テープ２７等の記録装置と、ＣＲ
Ｔ等のデイスプレィ２８とから成り、前記ＣＰＵＩＩで
フーリエ変換、補正係数計算像再構成等の処理を行い、
任意断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演
算を行って得られた分布を画像化してデイスプレィ２８
に表示するようになっている。
なお、第５図において、送信側の高周波コイル２０ａ、
受信側の高周波コイル２０ｂ及び傾斜磁場コイル２１は
、被検体１の周りの空間に配置された静磁場発生磁石１
０の磁場空間内に配置されている。
受信側の高周波コイル２０ｂ及び傾斜磁場コイル２１は
、被検体１の周りの空間に配置された静磁場発生磁石１
０の磁場空間内に配置されている。
次にこの様な装置によって得た前記の歪みのある計測デ
ータの補正方法の一実施例を第１ＩＩを用いて説明する
。
ータの補正方法の一実施例を第１ＩＩを用いて説明する
。
ここで計測データの歪みの典型的な例として、歪みの誤
差量が２次関数に従って増加する場合を想定する。すな
わち前述した（１） 、 （２）式が、Ｋｙ＝ Ｉ ｙ
＋ ａ ・Ｉ ｙ” −（３）Ｋｘ”
ｔ ＋ ｂ ・Ｉｙ” ”’（４
）と表現できる場合であり、便宜上ａ及びｂは既知とす
る。またＫｘ ｇ Ｋｙ ｇ ｔ、Ｉｙは正規化された
ディジタルの値で−１２８〜、Ｌ２７までの整数とする
。
差量が２次関数に従って増加する場合を想定する。すな
わち前述した（１） 、 （２）式が、Ｋｙ＝ Ｉ ｙ
＋ ａ ・Ｉ ｙ” −（３）Ｋｘ”
ｔ ＋ ｂ ・Ｉｙ” ”’（４
）と表現できる場合であり、便宜上ａ及びｂは既知とす
る。またＫｘ ｇ Ｋｙ ｇ ｔ、Ｉｙは正規化された
ディジタルの値で−１２８〜、Ｌ２７までの整数とする
。
ステップ１０１：計測したデータＡ（ｔ、：ｒｙ）を入
力する。
力する。
ステップ１０２ ： （４）式をｔについて解き、Ｘ方
向の正しい位置Ｋｘに対応するｔの位置を算出し、その
整数部をり、小数部をｍとする。
向の正しい位置Ｋｘに対応するｔの位置を算出し、その
整数部をり、小数部をｍとする。
ステップ１０３ニステツプ１０２で求めたｔの値は小数
点以下の値を持ち、対応する計測データは存在しない、
そこで対応点に最も近い計測データＡ （Ｌ、 Ｉｙ）
、 Ａ （Ｌ＋ １ 、 Ｉｙ）とｍの値を用いた補
間演算によってＸ方向の歪みを補正したＢ （ＫＷ、
ＩＦ）を求める。
点以下の値を持ち、対応する計測データは存在しない、
そこで対応点に最も近い計測データＡ （Ｌ、 Ｉｙ）
、 Ａ （Ｌ＋ １ 、 Ｉｙ）とｍの値を用いた補
間演算によってＸ方向の歪みを補正したＢ （ＫＷ、
ＩＦ）を求める。
このステップ１０２及び１０３の演算をＩｙ及びに、の
それぞれについて−１２８〜１２７まで繰り返し、Ｘ方
向の歪みを補正した２次元上の全データＢ （Ｋｘ、
Ｉｙ）を得る。この段階ではｙ方向の歪みは残っている
。
それぞれについて−１２８〜１２７まで繰り返し、Ｘ方
向の歪みを補正した２次元上の全データＢ （Ｋｘ、
Ｉｙ）を得る。この段階ではｙ方向の歪みは残っている
。
ステップｌ Ｏ１： （３）式をＩｙについて解き、ｙ
方向の正しい位置Ｋｙに対応するＩｙの値を算出し、そ
の整数部をＮ、小数部をｐとする。
方向の正しい位置Ｋｙに対応するＩｙの値を算出し、そ
の整数部をＮ、小数部をｐとする。
ステップ１０５ニステツプ１０３と同様にステップ１０
４で算出したＮとｐを用いて対応点に最も近い前記の補
間データＢ （Ｋｘ−Ｎ） 、 Ｂ （ｘｘ。
４で算出したＮとｐを用いて対応点に最も近い前記の補
間データＢ （Ｋｘ−Ｎ） 、 Ｂ （ｘｘ。
Ｎ＋１）によりｙ方向の歪み補正データＦ’（Ｋｘ。
Ｋｙ）を得る。
このステップ１０５をに、について−１２８〜１２７ま
で実行し、さらにステップ１０４をも含めた演算をＩｙ
について−１２８〜１２７まで実行することにより、２
次元上の最終的な全歪み補正データＦ’ （Ｋ、ｘｙ）
を得る。
で実行し、さらにステップ１０４をも含めた演算をＩｙ
について−１２８〜１２７まで実行することにより、２
次元上の最終的な全歪み補正データＦ’ （Ｋ、ｘｙ）
を得る。
ステップ１０６：得られたＦ’ （ＫＸ−Ｋｙ）は歪み
のない正方マトリクス上のデータに変換されており、こ
のＦ’ （Ｋｘ、Ｋｙ）を２次元フーリエ変換すること
によりボケの改善された画像Ｃ（Ｉ、Ｊ）を得る。
のない正方マトリクス上のデータに変換されており、こ
のＦ’ （Ｋｘ、Ｋｙ）を２次元フーリエ変換すること
によりボケの改善された画像Ｃ（Ｉ、Ｊ）を得る。
本補間方法は２次元データを２方向の一次元配列データ
の補間により実施しているので効率が良い。また説明を
容易にするためにリニア補間を用いたが、最小二乗法や
スプライン補間なと、より高次の補間方式を用いれば、
補間による誤差を、低減できる。これらは−船釣に知ら
れた手法であるので説明は省略する。本−実施例のよう
に一次元の補間を組み合わせる手法を用いず直接２次元
の補間法を用いても良い。
の補間により実施しているので効率が良い。また説明を
容易にするためにリニア補間を用いたが、最小二乗法や
スプライン補間なと、より高次の補間方式を用いれば、
補間による誤差を、低減できる。これらは−船釣に知ら
れた手法であるので説明は省略する。本−実施例のよう
に一次元の補間を組み合わせる手法を用いず直接２次元
の補間法を用いても良い。
歪み誤差のパラメータａ、ｂは既知としたが前述したよ
うにａ、ｂを可変してボケの改善が最良となる値をあら
かじめ求めておき、実際の計測時にその値を用いるのが
実用的である。
うにａ、ｂを可変してボケの改善が最良となる値をあら
かじめ求めておき、実際の計測時にその値を用いるのが
実用的である。
本実施例では（３） 、 （４）式で２次の誤差のみと
定義したが、前述した（１） 、 （２）式のように多
項式近似したものでも、第１図のステップ１０２゜１０
４のｔ及びＩｙの式を変更するのみで実施できることは
容易に推察されよう。
定義したが、前述した（１） 、 （２）式のように多
項式近似したものでも、第１図のステップ１０２゜１０
４のｔ及びＩｙの式を変更するのみで実施できることは
容易に推察されよう。
また演算時間を短縮する為に、ステップ１０２と１０４
のＬ ｓ ｍ ｅ Ｎ ＊ Ｐをテーブル化してあらか
じめ準備しておき、実質的に補間演算のみを実行する手
法を用いることもできる。
のＬ ｓ ｍ ｅ Ｎ ＊ Ｐをテーブル化してあらか
じめ準備しておき、実質的に補間演算のみを実行する手
法を用いることもできる。
ＭＲＩの計測シーケンスは種々の手法があり、その手法
ごとに渦電流の影響が異なる場合がある。
ごとに渦電流の影響が異なる場合がある。
そこでその手法ごとに前記ａ、ｂあるいはり、ｍ。
Ｎ’＋Ｐをテーブル化しておくのも実際的な方法である
。
。
本実施例ではＸ方向、Ｘ方向の両方向の歪みについて補
正を行なったが、どちらか一方のみを補正する手法でも
ボケの改善効果がある。
正を行なったが、どちらか一方のみを補正する手法でも
ボケの改善効果がある。
便宜上、計測データを２５６Ｘ２５６マトリクスで説明
したが、他の任意のマトリクスでも適用できる。
したが、他の任意のマトリクスでも適用できる。
また本実施例は２次元データについての歪み補間を対象
としたが、３次元の計測データに対しても適用できるこ
とは容易に類推できる。
としたが、３次元の計測データに対しても適用できるこ
とは容易に類推できる。
本発明によれば、ＭＨＩ装置から得られた計測信号に含
まれる渦電流の非線形性による歪みを補正することがで
き、再構成画像に生じるぼけを改善した高品質な画像が
得られる。
まれる渦電流の非線形性による歪みを補正することがで
き、再構成画像に生じるぼけを改善した高品質な画像が
得られる。
第１図は本発明の一実施例のフローチャート、第２図は
電流波形と傾斜磁場波形の補足説明図、第３図はフーリ
エイメージング法の撮像シーケンスの一実施例、第４図
は計測データの２次元フーリエ面上の歪みの補足説明図
、第５図はＭＨＩ装置のブロック図である。 １０１・・・計測データ入力、１０２・・・Ｘ方向の対
応位置算出、１０３ ”・Ｂ （Ｋ ｘ −Ｉ ｙ）の
算出、１０４・・・Ｘ方向の対応位置算出、１ｏ５・・
・Ｆ’ （Ｋ、。 ＫＦ）の算出、１０６・・・２次元フーリエ変換。 ８１国 第２閉 ψ３０ ｔ□
電流波形と傾斜磁場波形の補足説明図、第３図はフーリ
エイメージング法の撮像シーケンスの一実施例、第４図
は計測データの２次元フーリエ面上の歪みの補足説明図
、第５図はＭＨＩ装置のブロック図である。 １０１・・・計測データ入力、１０２・・・Ｘ方向の対
応位置算出、１０３ ”・Ｂ （Ｋ ｘ −Ｉ ｙ）の
算出、１０４・・・Ｘ方向の対応位置算出、１ｏ５・・
・Ｆ’ （Ｋ、。 ＫＦ）の算出、１０６・・・２次元フーリエ変換。 ８１国 第２閉 ψ３０ ｔ□
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、所定の手順に従つて静磁場、傾斜磁場および高周波
磁場を発生し、検査対象物における所望の検査領域から
の磁気共鳴信号を検出し、該計測信号に含まれる渦電流
の非直線性による誤差をフーリエ面上の歪み補正を行な
つて画像再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージ
ング装置における画像再構成方法。 ２、前記フーリエ面上の歪み補正処理を、方向の異なる
一次元配列データの補間処理の組み合わせで行なうこと
を特徴とする請求項第１項の画像再構成方法。 ３、前記フーリエ面上の歪み補正処理を、二次元配列デ
ータを二次元補間によつて行なうことを特徴とする請求
項第１項の画像再構成方法。 ４、前記フーリエ面上の歪み補正処理を、一方向のみの
一次元配列データの補間処理で行なうことを特徴とする
請求項第１項の画像再構成方法。 ５４、前記フーリエ面上の歪み補正処理は、歪みを表現
する係数をあらかじめテーブル化しておき、そのテーブ
ルを参照することにより補間処理を行なうことを特徴と
する第１項の画像再構成方法。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1201183A JPH0649034B2 (ja) | 1989-08-04 | 1989-08-04 | 磁気共鳴イメージング装置における画像再構成方法 |
| PCT/JP1990/000984 WO1991001684A1 (en) | 1989-08-04 | 1990-08-02 | Image reconstruction method and device for magnetic resonance imaging apparatus |
| DE19904091345 DE4091345T1 (de) | 1989-08-04 | 1990-08-02 | Verfahren und vorrichtung zur bildrekonstruktion in einem abbildungsgeraet mit magnetischer resonanz |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1201183A JPH0649034B2 (ja) | 1989-08-04 | 1989-08-04 | 磁気共鳴イメージング装置における画像再構成方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0366360A true JPH0366360A (ja) | 1991-03-22 |
| JPH0649034B2 JPH0649034B2 (ja) | 1994-06-29 |
Family
ID=16436725
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1201183A Expired - Fee Related JPH0649034B2 (ja) | 1989-08-04 | 1989-08-04 | 磁気共鳴イメージング装置における画像再構成方法 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0649034B2 (ja) |
| WO (1) | WO1991001684A1 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5370134A (en) * | 1991-05-29 | 1994-12-06 | Orgin Medsystems, Inc. | Method and apparatus for body structure manipulation and dissection |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60209154A (ja) * | 1983-12-23 | 1985-10-21 | ゼネラル・エレクトリツク・カンパニイ | Ｎｍｒ像の歪みを補正する方法 |
| JPS63216556A (ja) * | 1987-03-05 | 1988-09-08 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS62176443A (ja) * | 1986-01-29 | 1987-08-03 | 横河メディカルシステム株式会社 | Ｎｍｒ画像の位置・濃度歪補正装置 |
| JPS62179449A (ja) * | 1986-01-31 | 1987-08-06 | 横河メディカルシステム株式会社 | 核磁気共鳴画像の歪補正装置 |
-
1989
- 1989-08-04 JP JP1201183A patent/JPH0649034B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1990
- 1990-08-02 WO PCT/JP1990/000984 patent/WO1991001684A1/ja active Application Filing
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS60209154A (ja) * | 1983-12-23 | 1985-10-21 | ゼネラル・エレクトリツク・カンパニイ | Ｎｍｒ像の歪みを補正する方法 |
| JPS63216556A (ja) * | 1987-03-05 | 1988-09-08 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| WO1991001684A1 (en) | 1991-02-21 |
| JPH0649034B2 (ja) | 1994-06-29 |
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|---|---|---|---|
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