JPH0759750A - Nuclear magnetic resonance imaging system - Google Patents
Nuclear magnetic resonance imaging systemInfo
- Publication number
- JPH0759750A JPH0759750A JP5214149A JP21414993A JPH0759750A JP H0759750 A JPH0759750 A JP H0759750A JP 5214149 A JP5214149 A JP 5214149A JP 21414993 A JP21414993 A JP 21414993A JP H0759750 A JPH0759750 A JP H0759750A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- data
- image
- magnetic field
- probe
- coil
- 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.)
- Withdrawn
Links
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は核磁気共鳴（ＮＭＲ）現
象を利用して生体などを撮影する核磁気共鳴イメージン
グ（ＭＲＩ）装置に関し、特に生体から得られるＮＭＲ
信号を検知する高周波プローブの感度補正の機能を備え
たＭＲＩ装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a nuclear magnetic resonance imaging (MRI) apparatus for photographing a living body or the like by utilizing a nuclear magnetic resonance (NMR) phenomenon, and particularly NMR obtained from the living body.
The present invention relates to an MRI apparatus having a function of correcting the sensitivity of a high frequency probe that detects a signal.
【０００２】[0002]
【従来の技術】ＭＲＩ装置は、静磁場におかれた被検体
に特定周波数の高周波磁場を印加することにより被検体
中のプロトン等原子の原子核スピンが共鳴現象を生じる
ことを利用したもので、高周波磁場印加後に被検体の物
質中の原子核から放出されるＮＭＲ信号を測定して画像
化することにより、被検体の関心領域の画像を描画表示
する。このようなＭＲＩ装置において被検体から放出さ
れるＮＭＲ信号は高周波磁場であり、この高周波磁場は
被検体を取り巻く高周波アンテナの一種である高周波プ
ローブによって検知される。2. Description of the Related Art An MRI apparatus utilizes that a nuclear spin of atoms such as protons in a subject causes a resonance phenomenon by applying a high frequency magnetic field of a specific frequency to the subject placed in a static magnetic field. An image of the region of interest of the subject is drawn and displayed by measuring and imaging the NMR signal emitted from the atomic nuclei in the substance of the subject after applying the high-frequency magnetic field. In such an MRI apparatus, the NMR signal emitted from the subject is a high frequency magnetic field, and this high frequency magnetic field is detected by a high frequency probe which is a kind of high frequency antenna surrounding the subject.
【０００３】このようなプローブは広い領域を高感度で
カバーでき、しかもＮＭＲ信号を高いＳ／Ｎ比で検知で
きることが要求され、例えば鞍型コイルやスロッテドチ
ューブレゾネータ（以下、ＳＴＲと略記する）、マルチ
プルエレメントレゾネータ（以下、ＭＥＲという。バー
ドケージレゾネータとも呼ばれる）、ソレノイドコイル
などが使われている。また、脊椎用や局所用には円形コ
イルなども使われる。ＭＥＲについては、例えば特開昭
６１−９５２３４号及び特開昭６０−１３２５４７号で
詳細な構成が開示されており、これらプローブの構造
は、その感度分布が画像上で極力均一になるように各種
検討されている。Such a probe is required to be capable of covering a wide area with high sensitivity and capable of detecting an NMR signal at a high S / N ratio. For example, a saddle coil or a slotted tube resonator (abbreviated as STR hereinafter), Multiple element resonators (hereinafter referred to as MERs, also called bird cage resonators), solenoid coils, etc. are used. A circular coil is also used for spinal and local applications. Regarding the MER, detailed configurations are disclosed in, for example, JP-A-61-95234 and JP-A-60-132547, and various structures of these probes are used so that their sensitivity distributions are as uniform as possible on an image. Is being considered.
【０００４】[0004]
【発明が解決しようとする課題】しかし、信号のＳ／Ｎ
とプローブの視野は一般にトレードオフの関係があり、
無制限にプローブの視野を拡げることはできない。従っ
て、実用的なプローブでは必ずしも視野が画像領域に比
べ充分でなく、感度分布が画像上で均一には設計されて
いない場合がある。この傾向は、頸部や、脊椎、頭部用
コイルで特に顕著である。このような場合、得られた画
像において、低感度領域はディスプレイ上で暗くなって
しまい、画像情報が充分に表示されない。このような検
出系の感度不均一性を補正する方法として、一般には検
出器の感度不均一性を補正するための感度分布データを
予め取得しておき、これを使って、均一な濃度分布にな
るように画像データを修正してから表示する方法が知ら
れている。However, the signal S / N is
And the field of view of the probe are generally in a trade-off relationship,
The field of view of the probe cannot be expanded indefinitely. Therefore, the field of view of a practical probe is not always sufficient as compared with the image area, and the sensitivity distribution may not be designed uniformly on the image. This tendency is particularly remarkable in the neck, spine, and head coils. In such a case, in the obtained image, the low sensitivity region becomes dark on the display, and the image information is not sufficiently displayed. As a method of correcting the sensitivity nonuniformity of such a detection system, generally, sensitivity distribution data for correcting the sensitivity nonuniformity of the detector is acquired in advance and used to obtain a uniform concentration distribution. A method is known in which the image data is corrected so as to be displayed and then displayed.
【０００５】この方法では、まず人体等価ファントムを
撮影することによりプローブの感度分布（参照データ）
Ｉ0（ｘ、ｚ）を得る。この参照データはプローブの位
置が一定であるときには空間（例えばｘ、ｚ平面とす
る）の関数として与えられる。次に、このような感度分
布を有するコイルを使って例えば被検体の脊椎をサジタ
ル面（ｘ、ｚ平面とする）を撮影し、画像データＩ
（ｘ、ｚ）を得る。この画像データをそのまま表示する
と図３（ａ）で示すように有感領域のみ明るくなりそれ
以外は暗くなるというシェーディングが発生する。In this method, the sensitivity distribution of the probe (reference data) is obtained by first photographing the human equivalent phantom.
Obtain I 0 (x, z). This reference data is given as a function of space (eg in the x, z plane) when the probe position is constant. Next, using a coil having such a sensitivity distribution, for example, the spine of the subject is imaged on a sagittal plane (x and z planes), and image data I
Get (x, z). When this image data is displayed as it is, as shown in FIG. 3A, shading occurs in which only the sensitive area is bright and the other areas are dark.
【０００６】従って、このコイルで計測された画像デー
タＩ（ｘ、ｚ）をコイルの感度分布に対応する参照デー
タＩ0（ｘ、ｚ）を用いて Ｉ（ｘ、ｚ）／Ｉ0（ｘ、ｚ） （１） と演算することにより、図５（ａ）に示すように補正デ
ータＩ’を得る。このような補正により計測データの感
度不均一性は補正され、補正後のデータは直線上にほぼ
均一の明るさを持って表示される。Therefore, the image data I (x, z) measured by this coil is I (x, z) / I 0 (x) using the reference data I 0 (x, z) corresponding to the sensitivity distribution of the coil. , Z) (1) to obtain the correction data I ′ as shown in FIG. By such correction, the sensitivity nonuniformity of the measurement data is corrected, and the corrected data is displayed on the straight line with substantially uniform brightness.
【０００７】このようにプローブの感度分布は、プロー
ブの位置に対しては一義的に決定され、プローブが画像
のほぼ中心に配置してある場合には問題ないが、ＭＲＩ
装置で検出される空間（領域）はプローブの位置ではな
く傾斜磁場発生部で印加する傾斜磁場の強さで決定され
る。従って、プローブの配置や傾斜磁場の印加条件が変
わると、補正用のプローブの感度分布も検出した画像上
で空間的にシフトしてしまい正確な補正ができない。As described above, the sensitivity distribution of the probe is uniquely determined with respect to the position of the probe, and there is no problem when the probe is arranged at the substantially center of the image, but the MRI is performed.
The space (region) detected by the device is determined not by the position of the probe but by the strength of the gradient magnetic field applied by the gradient magnetic field generator. Therefore, when the arrangement of the probe and the application condition of the gradient magnetic field change, the sensitivity distribution of the correction probe also spatially shifts on the detected image, and accurate correction cannot be performed.
【０００８】例えば前述の脊椎用コイルの例で、画像デ
ータ取得時のコイルの位置が参照データ取得時とでｘ軸
方向にずれて配置された場合には、有感領域もｘ軸方向
にずれている（図３（ｂ））。このような場合に、参照
データを取得したときの感度分布情報を参照データとし
て補正すると、図５（ｂ）に示すように、計測データと
補正データに相対的な位置ずれがあるため補正後のデー
タの不均一性が改善されない。For example, in the above-described example of the spine coil, when the position of the coil at the time of image data acquisition is displaced in the x-axis direction from that at the time of reference data acquisition, the sensitive area is also displaced in the x-axis direction. (FIG. 3 (b)). In such a case, if the sensitivity distribution information when the reference data is acquired is corrected as the reference data, as shown in FIG. 5B, there is a relative positional deviation between the measurement data and the correction data. Data non-uniformity is not improved.
【０００９】またＭＲ画像の視野は傾斜磁場強度を変え
ることで任意に設定できるので、計測時の視野の拡大／
縮少率が参照データ取得時の視野と異なる場合には、参
照データと計測データの拡大／縮少率が変化するため、
そのままでは参照データによる補正をすることができな
い。本発明はこのような従来の問題点を解決するために
なされたもので、プローブの配置や傾斜磁場の印加条件
が変化しても常に正確な感度補正が可能なＭＲＩ装置を
提供することを目的とする。The field of view of the MR image can be arbitrarily set by changing the intensity of the gradient magnetic field.
If the reduction rate is different from the field of view when acquiring the reference data, the enlargement / reduction rate of the reference data and the measurement data changes,
As it is, the reference data cannot be corrected. The present invention has been made in order to solve such a conventional problem, and an object thereof is to provide an MRI apparatus capable of always performing accurate sensitivity correction even when the arrangement of the probe or the application condition of the gradient magnetic field is changed. And
【００１０】[0010]
【課題を解決するための手段】このような目的を達成す
る本発明のＭＲＩ装置は、被検体の置かれる空間に均一
な静磁場を発生する静磁場発生部と、静磁場の強度を空
間的、時間的に変化させるための傾斜磁場発生部と、高
周波磁場を発生する高周波磁場発生部と、高周波磁場発
生後に被検体から生じる核磁気共鳴信号を検知する高周
波プローブと、高周波プローブからの信号を受信する信
号受信部と、受信された信号を処理して画像データを得
る画像処理部と、画像データに基づき検出画像を表示す
る表示部と、これらを制御する制御部とからなる核磁気
共鳴イメージング装置において、画像処理部は測定され
た被検体の画像データから高周波プローブの位置を求
め、その位置情報と予め記憶した高周波プローブの感度
分布データとに基づき、画像データの感度分布を補正す
るものである。The MRI apparatus of the present invention which achieves the above object has a static magnetic field generating section for generating a uniform static magnetic field in a space in which an object is placed, and a static magnetic field intensity for spatially controlling the static magnetic field strength. , A gradient magnetic field generation unit for temporally changing, a high frequency magnetic field generation unit for generating a high frequency magnetic field, a high frequency probe for detecting a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject after the high frequency magnetic field is generated, and a signal from the high frequency probe. Nuclear magnetic resonance imaging including a signal receiving unit for receiving, an image processing unit for processing the received signal to obtain image data, a display unit for displaying a detection image based on the image data, and a control unit for controlling these. In the apparatus, the image processing unit obtains the position of the high frequency probe from the measured image data of the subject, and based on the position information and the sensitivity distribution data of the high frequency probe stored in advance. Is to correct the sensitivity distribution of the image data.
【００１１】[0011]
【作用】画像処理部は、検出した画像から高周波プロー
ブの位置情報を抽出し、予め記憶した高周波プローブの
感度分布データと検出画像データとの空間的な位置の整
合を行なう。これにより、感度分布データ取得時と被検
体からの画像データ取得時でプローブの位置や傾斜磁場
の印加条件が変わっても正確な補正ができる。The image processing unit extracts the position information of the high frequency probe from the detected image and matches the spatial position of the sensitivity distribution data of the high frequency probe stored in advance with the detected image data. As a result, accurate correction can be performed even when the position of the probe and the application condition of the gradient magnetic field are changed between the time of acquiring the sensitivity distribution data and the time of acquiring the image data from the subject.
【００１２】[0012]
【実施例】本発明の実施例を以下図面を参照して説明す
る。図１は、本発明が適用されるＭＲＩ装置の構成を示
す図で、被検体１の占める空間に静磁場を発生する静磁
場発生部である磁石２と、この空間に傾斜磁場を発生す
るための傾斜磁場（ＧＣ）コイル３及び傾斜磁場発生部
４と、空間に高周波（ＲＦ）磁場を発生するための高周
波磁場発生部であるＲＦプローブ５及び高周波送信部６
と、被検体１が発するＭＲ信号を検出するＲＦプローブ
７と、ＲＦプローブ７の信号を受信する信号受信部８
と、受信信号を信号処理し画像信号に変換する画像処理
部９と、画像信号に基づき画像を表示する表示部１０
と、これら傾斜磁場発生部４、高周波送信部６、信号受
信部８及び画像処理部９等を制御する制御部１１とを備
えている。Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 is a diagram showing a configuration of an MRI apparatus to which the present invention is applied, in which a magnet 2 which is a static magnetic field generating unit that generates a static magnetic field in a space occupied by a subject 1 and a gradient magnetic field are generated in this space. Gradient magnetic field (GC) coil 3 and gradient magnetic field generator 4, and an RF probe 5 and a high frequency transmitter 6 which are high frequency magnetic field generators for generating a high frequency (RF) magnetic field in space.
And an RF probe 7 for detecting an MR signal emitted from the subject 1, and a signal receiving section 8 for receiving a signal from the RF probe 7.
An image processing unit 9 for processing the received signal and converting it into an image signal, and a display unit 10 for displaying an image based on the image signal.
And a control unit 11 for controlling the gradient magnetic field generation unit 4, the high frequency transmission unit 6, the signal reception unit 8, the image processing unit 9, and the like.
【００１３】磁石２は、被検体１の周りに強く均一な静
磁場を発生させるもので、典型的には磁場強度０．１Ｔ
から４．７Ｔの磁場を発生する。磁石２としては、超伝
導磁石や永久磁石が使われる。ＧＣコイル３は、傾斜磁
場発生部４の出力により駆動され、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向
の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを発生する。この傾斜磁場
の加え方により、被検体１に対する断層面や視野を設定
することができる。ＲＦプローブ（コイル）５は高周波
送信部６によって駆動され、周波数４ＭＨｚ〜２００Ｍ
Ｈｚの高周波磁場を発生する。傾斜磁場発生部４及び高
周波送信部６の出力は制御部１１で制御される。制御部
１１は、図示しない操作部からの入力により、磁場印加
シーケンス、ＭＲ画像の視野、表示部の絵素数が設定さ
れると、これらパラメータに基づき、傾斜磁場の発生、
傾斜磁場強度、高周波磁場の発生等を制御する。The magnet 2 generates a strong and uniform static magnetic field around the subject 1 and typically has a magnetic field strength of 0.1 T.
To generate a magnetic field of 4.7T. As the magnet 2, a superconducting magnet or a permanent magnet is used. The GC coil 3 is driven by the output of the gradient magnetic field generator 4 and generates gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz in three directions of X, Y, and Z. The tomographic plane and the visual field for the subject 1 can be set by the method of applying the gradient magnetic field. The RF probe (coil) 5 is driven by the high frequency transmitter 6 and has a frequency of 4 MHz to 200 M.
Generate a high frequency magnetic field of Hz. The outputs of the gradient magnetic field generator 4 and the high frequency transmitter 6 are controlled by the controller 11. When the magnetic field application sequence, the field of view of the MR image, and the number of picture elements of the display unit are set by an input from an operation unit (not shown), the control unit 11 generates a gradient magnetic field based on these parameters.
It controls the gradient magnetic field strength, the generation of high-frequency magnetic field, and the like.
【００１４】ＲＦプローブ７は、全身用プローブ或いは
膝用プローブ、表面コイル、アレイコイルなどの局所用
プローブのいずれでもよく、後述するようにその感度分
布は予めファントムを用いて測定され、感度分布データ
（参照データ）として画像処理部９の記憶装置に収納さ
れる。感度分布は、撮影画像の濃淡として得られ、例え
ば図２に示すような等高線で表わされる。図２には脊椎
用コイルのサジタル面の感度分布を等高線で表わしたも
のを示す。このような感度分布を表わす参照データは、
数値データとして用意してもよいが、適当な関数を使っ
てそのパラメータとして記憶してもよい。この場合、参
照データのメモリ使用量が著しく低減できるメリットが
ある。参照データは空間的に滑らかであればよく濃度階
調は低くてもよい。尚、一般にＭＲＩ装置において使わ
れる高周波コイルは７個程度であるので、参照データは
これらのコイル毎に用意されることが望ましい。The RF probe 7 may be either a whole body probe or a knee probe, a local probe such as a surface coil or an array coil, and its sensitivity distribution is measured in advance using a phantom as will be described later, and sensitivity distribution data is obtained. It is stored in the storage device of the image processing unit 9 as (reference data). The sensitivity distribution is obtained as the shade of the captured image, and is represented by contour lines as shown in FIG. 2, for example. FIG. 2 shows the sensitivity distribution of the sagittal plane of the spinal coil represented by contour lines. Reference data representing such a sensitivity distribution is
Although it may be prepared as numerical data, it may be stored as its parameter using an appropriate function. In this case, there is an advantage that the memory usage of reference data can be significantly reduced. The reference data may be spatially smooth, and the density gradation may be low. In general, since there are about 7 high-frequency coils used in the MRI apparatus, it is desirable to prepare reference data for each of these coils.
【００１５】信号受信部８はこのＲＦプローブ７からの
信号を受信検出する。画像処理部９は検出部８からの信
号をフーリエ変換や画像再構成等の処理を行ない、更に
後述するように予め記憶されたＲＦプローブ７の感度分
布データに基づき画像データの補正処理を行なう。表示
部１０は画像処理部９において補正された結果をＣＲＴ
に表示する。The signal receiving unit 8 receives and detects the signal from the RF probe 7. The image processing unit 9 performs processing such as Fourier transform and image reconstruction on the signal from the detection unit 8 and further performs correction processing of image data based on the sensitivity distribution data of the RF probe 7 stored in advance as described later. The display unit 10 displays the result corrected by the image processing unit 9 on the CRT.
To display.
【００１６】このような構成において、被検体の撮影
は、静磁場内に置かれた被検体に制御部１１により制御
される所定の測定シーケンスで傾斜磁場を発生させると
共に高周波磁場を発生させて、高周波磁場発生後被検体
から生じるＭＲ信号をＲＦプローブ７で検出することに
より行われ、検出された信号を画像処理部９においてフ
ーリエ変換、画像再構成することにより画像が得られ
る。図３は、ＲＦプローブ７として図２に示すような感
度分布を有する脊椎コイルを用いた場合の画像を示すも
ので、被検体１００の脊椎１０１が映し出されている
が、有感領域（点線で囲まれた領域）のみが明るくそれ
以外は暗い画像となっている。図３の画像において
（ａ）はコイル７が画像のほぼ中心に配置されている場
合であり、（ｂ）はコイル７が画像の中心に対しｘ方向
にずれている場合である。画像処理部９は検出信号をフ
ーリエ変換、画像再構成した後、画像データを更に補正
して均一な明るさの画像が得られるようにする。In such a configuration, the subject is imaged by generating a gradient magnetic field and a high-frequency magnetic field in the subject placed in a static magnetic field in a predetermined measurement sequence controlled by the controller 11. An MR signal generated from the subject after the high-frequency magnetic field is generated is detected by the RF probe 7, and the detected signal is subjected to Fourier transform and image reconstruction in the image processing unit 9 to obtain an image. FIG. 3 shows an image when the spine coil having the sensitivity distribution as shown in FIG. 2 is used as the RF probe 7, and the spine 101 of the subject 100 is shown in the sensitive area (indicated by a dotted line). The image is bright only in the enclosed area) and dark in other areas. In the image of FIG. 3, (a) is the case where the coil 7 is arranged substantially at the center of the image, and (b) is the case where the coil 7 is displaced in the x direction with respect to the center of the image. The image processing unit 9 Fourier-transforms the detection signal and reconstructs the image, and then further corrects the image data so that an image with uniform brightness can be obtained.
【００１７】以下、画像処理部９における画像データの
補正処理について、被検体の脊椎をサジタル面で撮影す
る場合を例にして説明する。まず人体等価ファントムを
撮影することによりプローブ（コイル）の感度分布を得
る。このような感度分布（図２）を例えばサジタル面
（ｘ、ｚ平面と表すことにする）について、コイルの中
心からの位置の関数である参照データとして記憶する。
ここでコイルの中心は、画像の重心（ａ0、ｃ0）をコイ
ルの中心であるとして求める。参照データの重心は、２
次元データを各軸（ｘ、ｚ）方向へ投影した２つの１次
元情報に関してそれぞれのモーメントがゼロになる点と
して定義され参照データ自身から公知の方法で計算でき
る。但し、参照データの取得時にコイルを画像の中心に
配置すれば重心も画像の中心になるので、ａ0、ｃ0を画
像データから計算する必要はない。このように予め求め
られた参照データＩ0（ｘ−ａ0、ｚ−ｃ0）は画像処理
部９のメモリ部に記憶される。ここでコイルが複数ある
場合には、コイル毎に参照データを求め、記憶する。The correction processing of the image data in the image processing unit 9 will be described below by taking as an example the case where the spine of the subject is imaged on the sagittal plane. First, the sensitivity distribution of the probe (coil) is obtained by photographing the human equivalent phantom. Such a sensitivity distribution (FIG. 2) is stored as reference data which is a function of the position from the center of the coil with respect to, for example, a sagittal plane (referred to as x and z planes).
Here, the center of the coil is obtained by regarding the center of gravity (a 0 , c 0 ) of the image as the center of the coil. The center of gravity of the reference data is 2
Dimensional data is defined as points at which respective moments of two pieces of one-dimensional information projected in each axis (x, z) direction become zero, and can be calculated from the reference data itself by a known method. However, if the coil is placed at the center of the image when the reference data is acquired, the center of gravity is also at the center of the image, so it is not necessary to calculate a 0 and c 0 from the image data. The reference data I 0 (x−a 0 , z−c 0 ) thus obtained in advance is stored in the memory unit of the image processing unit 9. If there are a plurality of coils, reference data is obtained for each coil and stored.
【００１８】次にこのような感度特性を有するコイルを
使って被検体の脊椎をサジタル面で撮影し、計測データ
Ｉを得る。この計測においてコイルの位置、撮影条件は
任意に設定できる。図３（ａ）及び（ｂ）にコイル７の
位置が異なる場合について、計測データにより得られる
画像の例を示した。それぞれコイル７の有感領域のみが
明るい画像となっている。Next, the spine of the subject is imaged on the sagittal plane by using the coil having such a sensitivity characteristic, and the measurement data I is obtained. In this measurement, the position of the coil and the shooting conditions can be set arbitrarily. FIGS. 3A and 3B show examples of images obtained from the measurement data when the position of the coil 7 is different. Only the sensitive area of the coil 7 is a bright image.
【００１９】このようにして得られる計測データＩは、
計測データ取得時のコイルの中心（ａ、ｃ）からの位置
（ｘ−ａ、ｚ−ｃ）の関数として求めることができる。
この場合にもコイルの中心は画像の重心（ａ、ｃ）であ
るとして求められ、参照データの重心と同様に計算で得
られる。この方法による重心の計算は、被検体の形状や
内部構造が影響して、正確にはコイルの位置を反映しな
い場合もありうるが、その誤差は補正に必要な位置精度
に比べれば小さいので無視することができる。このよう
に求められた計測データＩ（ｘ−ａ、ｚ−ｃ）を、予め
求められた参照データＩ0を用いて、例えば以下のよう
な演算を施し、 Ｉ（ｘ−ａ、ｚ−ｃ）／Ｉ0（ｘ−ａ0、ｚ−ｃ0） （２） 補正データＩ’を得る。The measurement data I thus obtained is
It can be obtained as a function of the position (x-a, z-c) from the center (a, c) of the coil when the measurement data is acquired.
In this case as well, the center of the coil is obtained as the center of gravity (a, c) of the image, and is obtained by calculation similarly to the center of gravity of the reference data. The calculation of the center of gravity by this method may not accurately reflect the position of the coil due to the shape and internal structure of the subject, but the error is small compared to the positional accuracy required for correction, so it is ignored. can do. The measurement data I (x-a, z-c) thus obtained is subjected to the following calculation, for example, using the reference data I 0 obtained in advance to obtain I (x-a, z-c) ) / I 0 (x−a 0 , z−c 0 ) (2) Obtain the correction data I ′.
【００２０】図４（ａ）及び（ｂ）に図３の画像につい
て参照データ、計測データ及び補正データの関係を示し
た。同図は、図３（ａ）及び（ｂ）の線分Ａ−Ｂのプロ
ファイルを示したもの（参照データ及び計測データをｘ
方向のみの関数として示したもの）で、それぞれ参照デ
ータ取得時のコイルの位置と計測データ取得時のコイル
の位置が同じ場合（ａ＝ａ0）（ａ）及び異なる場合
（ａ≠ａ0）（ｂ）であり、コイルの中心（画像の中
心）のｘ方向の位置（ａ、ａ0）は点線で模式的に示し
てある。図４からもわかるように参照データＩ0（ｘ−
ａ0）及び計測データＩ（ｘ−ａ）はともにコイルの感
度の低い周辺部での明度が低いが、式（２）のような演
算を施すことにより、画像の全領域で均一な明度の画像
（補正データＩ’）が得られる。この場合、得られる補
正データＩ’は、コイルの位置情報（ここでは重心）を
使って参照データをシフトしているので、参照データと
計測データの各データ取得時のコイルの位置に拘らず、
補正が正しく行なわれる。尚、図４では、各データをｘ
方向の関数としてのみ示したが、ｚ方向にも同様に正し
い補正ができることは言うまでもない。4A and 4B show the relationship between the reference data, the measurement data and the correction data for the image of FIG. This figure shows the profile of the line segment AB of FIGS. 3A and 3B (reference data and measurement data are x
(Only shown as a function of the direction), when the position of the coil at the time of acquiring the reference data and the position of the coil at the time of acquiring the measurement data are the same (a = a 0 ) (a) and different (a ≠ a 0 ). (B), and the position (a, a 0 ) of the center of the coil (center of the image) in the x direction is schematically shown by a dotted line. As can be seen from FIG. 4, reference data I 0 (x−
a 0 ) and the measurement data I (x−a) both have low brightness in the peripheral portion where the coil sensitivity is low, but by performing the calculation as in Expression (2), uniform brightness is obtained in the entire area of the image. An image (correction data I ′) is obtained. In this case, the correction data I ′ obtained is obtained by shifting the reference data using the coil position information (here, the center of gravity), so that regardless of the position of the coil at the time of acquiring each of the reference data and the measurement data,
Correct the correction. In addition, in FIG. 4, each data is x
Although shown only as a function of direction, it goes without saying that correct correction can be made in the z direction as well.
【００２１】また、この実施例では補正係数として
（２）式のようにＩ／Ｉ0を用いたが、必要に応じて
Ｉ、Ｉ0にオフセットを与え、（Ｉ−Ａ）／（Ｉ0−Ｂ）
（但し、Ａ及びＢはそれぞれ定数を表わす）の補正係数
を与えてもよい。更に、Ｉ−Ｉ0等の他の係数を補正係
数としてもよい。以上の説明は、サジタル（ｘ、ｚ）面
について行なったがトランス（ｘ、ｙ）面やコロナル
（ｙ、ｚ）面についても同様に補正できる。またオブリ
ーク（斜断）面にも適用できる。その場合、参照データ
は２次元情報として持つよりは、３次元情報として持つ
ことがより望ましい。In this embodiment, I / I 0 is used as the correction coefficient as shown in the equation (2), but offsets are given to I and I 0 if necessary, and (I−A) / (I 0 -B)
(However, A and B each represent a constant) may be given. Further, another coefficient such as I-I 0 may be used as the correction coefficient. Although the above description has been made on the sagittal (x, z) plane, the same can be applied to the transformer (x, y) plane and the coronal (y, z) plane. It can also be applied to oblique surfaces. In that case, it is more desirable to have the reference data as three-dimensional information rather than as two-dimensional information.
【００２２】ところで既に述べたようにＭＲ画像の視野
は傾斜磁場強度を変えることにより任意に設定されるの
で、計測時の視野と参照データ取得時の視野の拡大／縮
少率が異なる場合には、上記参照データによる補正には
これを考慮して行なう必要がある。次に参照データ取得
時と計測時とで撮影条件が変化したときの補正について
述べる。By the way, since the field of view of the MR image is arbitrarily set by changing the gradient magnetic field strength as described above, when the field of view at the time of measurement and the field of view at the time of acquisition of reference data are different in enlargement / reduction rate, they are different. It is necessary to take this into consideration in the correction using the reference data. Next, a description will be given of the correction when the photographing conditions change between the time when the reference data is acquired and the time when the measurement is performed.
【００２３】まず画像の空間情報（ｘ、ｙ、ｚ）は、実
空間での距離を単位とすれば、計測データを２次元フー
リエ変換して得られるＭＲ画像の絵素番号と絵素サイズ
Ｌの積に一致し、絵素サイズＬは視野／絵素数で与えら
れる。視野と絵素数は撮影ごとに操作部より与えられて
いて既知であるので、これよりに絵素サイズＬを求める
ことができ、画像の絵素番号の関数として与えられる画
像データに絵素サイズＬによる補正をすれば、画像デー
タを実空間上のデータに変換できる。First, the spatial information (x, y, z) of the image is the pixel number and the pixel size L of the MR image obtained by the two-dimensional Fourier transform of the measurement data when the distance in the real space is used as a unit. , And the pixel size L is given by the field of view / number of pixels. Since the field of view and the number of picture elements are given by the operation unit for each photographing and are known, the picture element size L can be obtained from this, and the picture element size L can be obtained in the image data given as a function of the picture element number of the image. The image data can be converted into the data in the real space by the correction according to.
【００２４】従って、前述したプローブ（コイル）の感
度補正を行う際に、参照データ及び測定データを実空間
上のデータに変換した上で、感度補正を行えば、参照デ
ータによる画像と測定データによる画像とが異なる視野
や絵素数でも正しく補正を行なうことができる。即ち撮
影条件が参照データと異なっていても拡大／縮少率が補
正されるので正しい補正画像が得られる。Therefore, when the above-mentioned sensitivity correction of the probe (coil) is performed, if the reference data and the measurement data are converted into the data in the real space and then the sensitivity correction is performed, the image and the measurement data based on the reference data are used. Correct correction can be performed even if the field of view and the number of picture elements differ from those of the image. That is, even if the photographing condition is different from the reference data, the enlargement / reduction ratio is corrected, so that a correct corrected image can be obtained.
【００２５】以上の実施例においては２次元画像につい
て説明したが、本発明は３次元画像にも適用できる。そ
の場合には、３次元参照データをＶ0（ｘ、ｙ、ｚ）、
３次元計測データをＶ（ｘ、ｙ、ｚ）、計測データの
ｘ、ｙ、ｚ方向の重心を（ａ、ｂ、ｃ）、参照データの
重心を（ａ0、ｂ0、ｃ0）として、例えば次式で与えら
れる。 Ｖ（ｘ−ａ、ｙ−ｂ、ｚ−ｃ）／Ｖ0（ｘ−ａ0、ｙ−ｂ0、ｚ−ｂ0） （３） この補正も、前述したように絵素サイズにより画像デー
タを実空間上のデータに変換して拡大／縮少補正の処理
を行なえば、実際の計測時の撮影条件が参照データ取得
時と異なっていても正しい補正画像が得られる。このよ
うな補正で得られた３次元画像データは、公知の３次元
画像表示方法と組み合わせて投影像、回転像等として表
示できることは言うまでもない。Although two-dimensional images have been described in the above embodiments, the present invention can be applied to three-dimensional images. In that case, the three-dimensional reference data is V 0 (x, y, z),
The three-dimensional measurement data is V (x, y, z), the center of gravity of the measurement data in the x, y, z directions is (a, b, c), and the center of gravity of the reference data is (a 0 , b 0 , c 0 ). , Is given by the following equation. V (x−a, y−b, z−c) / V 0 (x−a 0 , y−b 0 , z−b 0 ) (3) This correction is also based on the image data depending on the pixel size as described above. Is converted into data in the real space and the correction processing of enlargement / reduction is performed, a correct corrected image can be obtained even if the photographing condition at the time of actual measurement is different from that at the time of acquiring the reference data. It goes without saying that the three-dimensional image data obtained by such a correction can be displayed as a projected image, a rotated image or the like in combination with a known three-dimensional image display method.
【００２６】また以上の説明において、図１に示すＭＲ
Ｉ装置の構成は必要に応じて公知技術を用いて変更で
き、全身用プローブや膝用プローブ、また表面コイル、
アレイコイルなどの局所用プローブにも適用できる。In the above description, the MR shown in FIG.
The configuration of the I device can be changed as necessary using known techniques, such as a whole body probe, a knee probe, a surface coil,
It can also be applied to local probes such as array coils.
【００２７】[0027]
【発明の効果】以上の実施例からも明らかなように、本
発明によればＭＲＩ装置において得られるＭＲ信号を画
像処理して画像を得る際に、検出した画像から高周波プ
ローブの位置情報を抽出するとともに、その位置情報に
よって、予め記憶した高周波プローブの感度分布データ
と画像データとの空間的な位置の整合を行なうようにし
たので、実際の被検体の計測時にプローブの位置が変わ
っても感度分布の補正ができ、良好な画像を提供でき
る。さらに傾斜磁場の印加条件が変更された場合にも、
予め与えられた絵素数及び視野のデータによる補正を行
うことにより、感度分布の正確な補正をすることができ
る。As is apparent from the above embodiments, according to the present invention, when the MR signal obtained in the MRI apparatus is image-processed to obtain an image, the position information of the high frequency probe is extracted from the detected image. In addition, the position information is used to match the spatial position of the high-frequency probe sensitivity distribution data stored in advance with the image data, so that the sensitivity is improved even if the probe position changes during actual measurement of the object. The distribution can be corrected and a good image can be provided. Furthermore, even when the application condition of the gradient magnetic field is changed,
The sensitivity distribution can be accurately corrected by performing correction based on the number of picture elements and the field of view data given in advance.
【図１】本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体構成図。FIG. 1 is an overall configuration diagram of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
【図２】高周波プローブ（コイル）の感度分布の一例を
示す図。FIG. 2 is a diagram showing an example of a sensitivity distribution of a high frequency probe (coil).
【図３】図２の高周波プローブによる画像を示す図で、
（ａ）及び（ｂ）はそれぞれコイルの位置が異なる場合
を示す。FIG. 3 is a diagram showing an image obtained by the high frequency probe shown in FIG.
(A) and (b) show the case where the positions of the coils are different.
【図４】本発明のＭＲＩ装置における感度分布補正を示
す模式図で、（ａ）及び（ｂ）はそれぞれコイルの位置
が異なる場合を示す。FIG. 4 is a schematic diagram showing correction of sensitivity distribution in the MRI apparatus of the present invention, and (a) and (b) show the case where the coil positions are different.
【図５】従来のＭＲＩ装置における感度分布補正を示す
模式図で、（ａ）及び（ｂ）はそれぞれコイルの位置が
異なる場合を示す。FIG. 5 is a schematic diagram showing sensitivity distribution correction in a conventional MRI apparatus, and FIGS. 5A and 5B show cases where the positions of coils are different.
１・・・・・・被検体 ２・・・・・・静磁場発生部（磁石） ３、４・・・・・・傾斜磁場発生部 ５、６・・・・・・高周波磁場発生部 ７・・・・・・高周波プローブ（コイル） ８・・・・・・信号受信部 ９・・・・・・画像処理部 １０・・・・・・表示部 １１・・・・・・制御部 1 --- Subject 2--Static magnetic field generator (magnet) 3, 4 ...- Gradient magnetic field generator 5, 6 ...- High-frequency magnetic field generator 7・ ・ ・ ・ ・ ・ High-frequency probe (coil) 8 ・ ・ Signal receiver 9 ・ ・ Image processor 10 ・ ・ Display 11 ・ ・ Control unit
Claims (4)
生する静磁場発生部と、前記静磁場の強度を空間的、時
間的に変化させるための傾斜磁場発生部と、高周波磁場
を発生する高周波磁場発生部と、前記高周波磁場発生後
に前記被検体から生じる核磁気共鳴信号を検知する高周
波プローブと、前記高周波プローブからの信号を受信す
る信号受信部と、受信された信号を処理して画像データ
を得る画像処理部と、前記画像データに基づき検出画像
を表示する表示部と、これらを制御する制御部とからな
る核磁気共鳴イメージング装置において、前記画像処理
部は測定された前記被検体の画像データから前記高周波
プローブの位置を求め、その位置情報と予め記憶した前
記高周波プローブの感度分布データとに基づき、前記画
像データの感度分布を補正することを特徴とする核磁気
共鳴イメージング装置。1. A static magnetic field generator for generating a uniform static magnetic field in a space where a subject is placed, a gradient magnetic field generator for spatially and temporally changing the intensity of the static magnetic field, and a high frequency magnetic field. A high-frequency magnetic field generation unit that generates, a high-frequency probe that detects a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject after the generation of the high-frequency magnetic field, a signal receiving unit that receives a signal from the high-frequency probe, and a received signal is processed. In a nuclear magnetic resonance imaging apparatus including an image processing unit that obtains image data by means of the image processing unit, a display unit that displays a detected image based on the image data, and a control unit that controls the image processing unit, the image processing unit includes the measured object. The position of the high frequency probe is obtained from the image data of the sample, and based on the position information and the sensitivity distribution data of the high frequency probe stored in advance, the sensitivity component of the image data is calculated. Nuclear magnetic resonance imaging apparatus characterized by corrected.
像データの重心として求められることを特徴とする請求
項１記載の核磁気共鳴イメージング装置。2. The nuclear magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the position information of the high frequency probe is obtained as a center of gravity of the image data.
３次元空間に関するデータであることを特徴とする請求
項１記載の核磁気共鳴イメージング装置。3. The sensitivity distribution data of the high frequency probe is
The nuclear magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the data is data regarding a three-dimensional space.
は、各データ取得時の撮影条件に対応する補正がなされ
ていることを特徴とする請求項１記載の核磁気共鳴イメ
ージング装置。4. The nuclear magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the image data or the sensitivity distribution data is corrected in accordance with an imaging condition at the time of acquiring each data.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5214149A JPH0759750A (en) | 1993-08-30 | 1993-08-30 | Nuclear magnetic resonance imaging system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP5214149A JPH0759750A (en) | 1993-08-30 | 1993-08-30 | Nuclear magnetic resonance imaging system |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0759750A true JPH0759750A (en) | 1995-03-07 |
Family
ID=16651040
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5214149A Withdrawn JPH0759750A (en) | 1993-08-30 | 1993-08-30 | Nuclear magnetic resonance imaging system |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0759750A (en) |
Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7218107B2 (en) | 2003-09-04 | 2007-05-15 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Adaptive image homogeneity correction for high field magnetic resonance imaging |
| JP2007244848A (en) * | 2006-02-17 | 2007-09-27 | Toshiba Corp | Data correction apparatus, data correction method, magnetic resonance imaging apparatus and x-ray ct apparatus |
| JP2008212449A (en) * | 2007-03-06 | 2008-09-18 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging data processing method |
| DE102007035176A1 (en) * | 2007-07-27 | 2009-01-29 | Siemens Ag | Method for recording and processing a sequence of temporally successive image data records and magnetic resonance apparatus |
| EP2210556A1 (en) | 2004-02-26 | 2010-07-28 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and data processing method for magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2013046833A (en) * | 2006-02-17 | 2013-03-07 | Toshiba Corp | Data correction apparatus |
| JP2014236987A (en) * | 2013-06-10 | 2014-12-18 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2020171693A (en) * | 2019-04-10 | 2020-10-22 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | Medical information processing device and medical information processing method |
-
1993
- 1993-08-30 JP JP5214149A patent/JPH0759750A/en not_active Withdrawn
Cited By (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7218107B2 (en) | 2003-09-04 | 2007-05-15 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Adaptive image homogeneity correction for high field magnetic resonance imaging |
| EP2210556A1 (en) | 2004-02-26 | 2010-07-28 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and data processing method for magnetic resonance imaging apparatus |
| EP2409642A1 (en) | 2004-02-26 | 2012-01-25 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and data processing method for magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2007244848A (en) * | 2006-02-17 | 2007-09-27 | Toshiba Corp | Data correction apparatus, data correction method, magnetic resonance imaging apparatus and x-ray ct apparatus |
| JP2013046833A (en) * | 2006-02-17 | 2013-03-07 | Toshiba Corp | Data correction apparatus |
| JP2008212449A (en) * | 2007-03-06 | 2008-09-18 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging data processing method |
| DE102007035176A1 (en) * | 2007-07-27 | 2009-01-29 | Siemens Ag | Method for recording and processing a sequence of temporally successive image data records and magnetic resonance apparatus |
| DE102007035176B4 (en) * | 2007-07-27 | 2010-03-18 | Siemens Ag | Method for recording and processing a sequence of temporally successive image data records and magnetic resonance apparatus |
| US8086003B2 (en) | 2007-07-27 | 2011-12-27 | Siemens Aktiengesellschaft | Method and magnetic resonance apparatus to acquire temporally successive image data sets |
| JP2014236987A (en) * | 2013-06-10 | 2014-12-18 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging apparatus |
| US10365344B2 (en) | 2013-06-10 | 2019-07-30 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2020171693A (en) * | 2019-04-10 | 2020-10-22 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | Medical information processing device and medical information processing method |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US5099208A (en) | Method for magnetic resonance imaging and related apparatus | |
| US5151656A (en) | Correction of nmr data acquired by an echo-planar technique | |
| US10444315B2 (en) | MRI with motion correction using navigators acquired using a dixon technique | |
| US9687172B2 (en) | System for motion corrected MR diffusion imaging | |
| US5565777A (en) | Method/apparatus for NMR imaging using an imaging scheme sensitive to inhomogeneity and a scheme insensitive to inhomogeneity in a single imaging step | |
| US6661227B2 (en) | MR method and MR device with means for making corrections for changes of the position and/or orientation of coils | |
| US5498963A (en) | Correction of geometric distortion in MRI phase and phase difference images | |
| WO2001017428A1 (en) | Magnetic resonance imaging device and method therefor | |
| US9223001B2 (en) | MR imaging using navigators | |
| JPH11113878A (en) | Magnetic resonance imaging method | |
| JPH057571A (en) | Method and device for magnetic resonance formation of image | |
| EP1554595B1 (en) | Magnetic resonance method | |
| US7358731B2 (en) | Determination of spatial sensitivity profiles of RF coils in magnetic resonance imaging | |
| US20100019766A1 (en) | System for Dynamically Compensating for Inhomogeneity in an MR Imaging Device Magnetic Field | |
| JP2006255046A (en) | Magnetic resonance imaging method and image processing apparatus | |
| JPH0759750A (en) | Nuclear magnetic resonance imaging system | |
| JP2000279390A (en) | Magnetic resonance imaging device | |
| US5502384A (en) | Image reconstruction method in nuclear magnetic resonance imaging apparatus | |
| JPH09173314A (en) | Magnetic resonance imaging method | |
| US20220057467A1 (en) | Epi mr imaging with distortion correction | |
| JPH09173315A (en) | Magnetic resonance imaging method | |
| JP3189982B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
| JP3450508B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
| JPS61106140A (en) | High resolving power nuclear magnetic resonance imaging system | |
| JP5484001B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and image correction method |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A300 | Application deemed to be withdrawn because no request for examination was validly filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20001031 |