JPH0811113B2 - NMR imaging method - Google Patents
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- JPH0811113B2 JPH0811113B2 JP60114082A JP11408285A JPH0811113B2 JP H0811113 B2 JPH0811113 B2 JP H0811113B2 JP 60114082 A JP60114082 A JP 60114082A JP 11408285 A JP11408285 A JP 11408285A JP H0811113 B2 JPH0811113 B2 JP H0811113B2
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Description
【発明の詳細な説明】 〔発明の利用分野〕 本発明は、核磁気共鳴（Nuclear Magnetic Resonanc
e、以下NMRという）現象を利用した体内断層撮影装置に
関するもので、医学診断に使用される。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Field of the Invention The present invention relates to nuclear magnetic resonance (Nuclear Magnetic Resonanc).
e, hereinafter referred to as NMR), which relates to an internal tomography apparatus using a phenomenon and is used for medical diagnosis.
NMR信号の計測における、タイミングずれの問題点に
関しては、従来は、例えば、1983年、エスピーアイイー
（SPIE）のピー・エー・ボトムリー（P.A.Bottomley）
による“核磁気共鳴イメージングにおける磁場強度の選
択法”〔Technical alternatives in nuclear magnetic
resonance（NMR）imaging〕の中の記述があるように、
得られた画像の絶対値（スペクトル）を表示することに
よつて解決していた（上記文献P232,下から３行目参
照）。Regarding the problem of timing deviation in the measurement of NMR signals, there has been a conventional problem, for example, in 1983, PABottomley of SPIE.
"Technical alternatives in nuclear magnetic field"
resonance (NMR) imaging],
The problem was solved by displaying the absolute value (spectrum) of the obtained image (see the above-mentioned document P232, the third line from the bottom).
この問題について詳しく述べる。 Let us elaborate on this issue.
今、話を簡単にするため、１次元信号について考察す
るが、２次元信号についても同様である。NMR信号を、
ｆ（ｔ）と表現すると、NMR信号の特性より、第１図
（ａ）の（ｉ）（ii）に示すように、実部は偶関数、虚
部は奇関数で得られる。Now, for simplification of the discussion, a one-dimensional signal will be considered, but the same applies to a two-dimensional signal. NMR signal,
When expressed as f (t), the real part is an even function, and the imaginary part is an odd function, as shown in (i) and (ii) of FIG.
よつてｆ（ｔ）のフーリエ変換Ｆ（ｘ）は、フーリエ
変換の性質より実関数となる。Therefore, the Fourier transform F (x) of f (t) is a real function due to the nature of the Fourier transform.
従つて、Ｆ（ｘ）を極形式で表現すると位相成分は零
となる。 Therefore, when F (x) is expressed in polar form, the phase component becomes zero.
Ｆ（ｘ）＝Ａ（ｘ）ej0＝Ａ（ｘ） …（２） ところで、ｆ（ｔ）の計測タイミングが、第１図
（ｂ）に示すように、ａだけずれると ｆ′（ｔ）＝ｆ（ｔ＋ａ） …（３） そのフーリエ変換成分Ｆ′（ｘ）は、 と求まる。すなわち第１図（ｃ）の（ｉ）に示すように
本来存在しないはずの位相成分θが、第１図（ｃ）の
（ii）に示すようにｘに比例した形で現われる。F (x) = A (x) e j0 = A (x) (2) By the way, if the measurement timing of f (t) shifts by a, as shown in FIG. 1 (b), f '(t ) = F (t + a) (3) The Fourier transform component F ′ (x) is Is asked. That is, as shown in (i) of FIG. 1 (c), the phase component θ which should not exist originally appears in a form proportional to x as shown in (ii) of FIG. 1 (c).
実際のデータで位相を求めてみると、タイミングずれ
ａによる位相ずれaxの他に、検出系の特性によつて生じ
る位相ずれ、磁場不均一性による位相ずれが、重畳する
他、計測信号のレベルの低い位置では正しく位相が求ま
らず、ランダムな値になる。When the phase is obtained from the actual data, in addition to the phase shift ax due to the timing shift a, the phase shift caused by the characteristics of the detection system and the phase shift due to the magnetic field inhomogeneity are superimposed, and the level of the measurement signal is also increased. At low position of, the phase is not calculated correctly and becomes a random value.
NMRイメージングでは、Ｆ（ｘ）の値が求める値とな
ることに着目し、Ｆ（ｘ）の絶対値がｆ（ｔ）の時間ず
れに影響されないというフーリエ変換の性質を利用し
て、絶対値表示するのが一般的である。In NMR imaging, paying attention to the fact that the value of F (x) is the calculated value, and using the property of the Fourier transform that the absolute value of F (x) is not affected by the time shift of f (t), the absolute value It is generally displayed.
|F′（ｘ）｜＝|A（ｘ）ejax| ＝|A（ｘ）｜＝|F（ｘ）｜ …（５） 上記方法は、簡単な処理のため、有効であるが、絶対
値をとるためＦ（ｘ）の値が正でなければ、正しい画像
が得られないという欠点があつた。| F '(x) | = | A (x) e jax | = | A (x) | = | F (x) | (5) The above method is effective because it is a simple process, but absolute Since the value is taken, there is a drawback that a correct image cannot be obtained unless the value of F (x) is positive.
すなわち、Ｆ（ｘ）ejaxにおけるＦ（ｘ）の値は、18
0度パルスにより検査対象の核スピンを反転させてから
所定時間経過後に励起してNMR信号を計測し、縦緩和時
間の違いにより画像を強調するIR反転法においては負の
値もとり得る。上記した本来存在しないはずの位相成分
ejaxの影響を除くためNMR信号のフーリエ変換により得
たデータの絶対値をとると、Ｆ（ｘ）の値の正負の区別
は画像に反映せず、緩和時間の違いによる画像の強調を
正しく行うことができない。That is, the value of F (x) in F (x) e jax is 18
A negative value may be taken in the IR inversion method in which the nuclear spin of the inspection object is inverted by the 0-degree pulse and excited after a lapse of a predetermined time to measure the NMR signal, and the image is enhanced by the difference in the longitudinal relaxation time. Phase component that should not exist originally
Taking the absolute value of the data obtained by the Fourier transform of the NMR signal to remove the effect of e jax , the positive / negative distinction of the value of F (x) is not reflected in the image, and the enhancement of the image due to the difference in relaxation time is correct. I can't do it.
本発明の目的は、IR法による緩和時間強調画像のよう
に正、負の値を取り得る本来の画素信号Ｆ（ｘ）に混入
する本来存在しないはずの位相成分ejaxを、正、負の符
号情報を損なうことなく除去し、もって正、負の符号に
よる画像の強調を正しく行うことができるNMRイメージ
ング方法を提供することにある。The object of the present invention is to reduce the positive and negative phase components e jax that should not exist originally into the original pixel signal F (x) that can take positive and negative values as in the relaxation time weighted image by the IR method. It is an object of the present invention to provide an NMR imaging method capable of removing sign information without damaging it and thereby correctly enhancing an image with positive and negative signs.
この目的を達成するためには、計測信号のタイミング
ずれをサンプリング周期より細かい精度で正確に求め
て、補正する必要がある。先程述べた通り、NMR計測信
号のサンプリングのタイミングずれは周波数空間では、
周波数に比例した位相ずれとなつて現われる。本発明で
はこの点に注目し、計測信号の位相データから最小二乗
法などによつて直線の傾きを推定し、推定された傾きか
ら計測信号のサンプリングのタイミングずれを検出し、
ずれ分を補正するようにした点に特徴がある。In order to achieve this object, it is necessary to accurately obtain and correct the timing deviation of the measurement signal with a precision finer than the sampling period. As mentioned earlier, the sampling timing deviation of the NMR measurement signal is
It appears as a phase shift proportional to the frequency. In the present invention, paying attention to this point, the slope of the straight line is estimated from the phase data of the measurement signal by the method of least squares, and the timing deviation of the sampling of the measurement signal is detected from the estimated slope,
The feature is that the deviation is corrected.
この際、この他の位相の歪をもたらす要因についても
考察する必要がある。まず、検出系による位相歪は、周
波数空間では、単純なシフトになる。よつて傾きを算出
する場合には、問題とならない。また、磁場不均一性に
よる位相歪は、磁場の歪に比例して生じる。ところで、
磁場歪は、磁場の中心を頂点とする放物面で近似できる
ため被検体を、磁場中心に位置させると、磁場歪による
位相歪の直線成分は、ほぼ零となり、従ってサンプリン
グのタイミングずれによる直線位相歪の傾きの推定の精
度には影響をほとんど与えない。At this time, it is also necessary to consider other factors that cause phase distortion. First, the phase distortion due to the detection system becomes a simple shift in the frequency space. Therefore, there is no problem when calculating the inclination. Further, the phase distortion due to the magnetic field inhomogeneity occurs in proportion to the distortion of the magnetic field. by the way,
Since the magnetic field distortion can be approximated by a parabolic surface with the center of the magnetic field as the apex, when the subject is positioned at the center of the magnetic field, the linear component of the phase distortion due to the magnetic field distortion becomes almost zero, and therefore the straight line due to the sampling timing shift. It has almost no effect on the accuracy of estimating the phase distortion slope.
さらに、S/Nの悪い位相データは、傾き推定の際に
は、省く必要がある。例えばパワースペクトルを求め、
その値があらかじめ定めたしきい値以下のものは、位相
データに信頼性がないということで省くことができる。Furthermore, phase data with poor S / N needs to be omitted when estimating the slope. For example, to obtain the power spectrum,
If the value is less than or equal to a predetermined threshold value, the phase data is not reliable and can be omitted.
以上述べたように、ノイズデータ除去後の直線の最小
二乗推定を用いて直線成分の傾きを求め、位相歪を修正
することにより、タイミングのずれを補正することがで
き、正確な表示をすることが可能となる。なお、先に述
べた検出系による位相歪、及び磁場不均一による位相歪
はサンプリングのタイミングずれによる直線位相歪の推
定には影響しないが、再生画像そのものへの影響は無視
できない場合がある。その場合には、直線位相歪の補正
とは別にそれぞれ補正すればよい。As described above, by obtaining the slope of the straight line component by using the least squares estimation of the straight line after noise data removal and correcting the phase distortion, the timing shift can be corrected and an accurate display can be performed. Is possible. Although the phase distortion due to the detection system and the phase distortion due to the non-uniform magnetic field described above do not affect the estimation of the linear phase distortion due to the sampling timing shift, the effect on the reproduced image itself may not be negligible. In that case, correction may be made separately from the correction of the linear phase distortion.
以下、実施例にもとづき本発明を詳細に説明する。第
２図は、本発明の一実施例の構成を示すブロツク図であ
る。被検体からNMR信号を検出するために発生させる各
種パルス及び磁場をコントロールするシーケンス制御部
201により、被検体の特定の核種を共鳴させるために発
生させる高周波パルスの送信器202と、NMR信号の共鳴周
波数を決定する静磁場と強さ及び方向を任意にコントロ
ールできる傾斜磁場を発生させるための磁場制御部203
と、被検体から発生するNMR信号を検波後、計測を行う
受信器205とを制御し、受信器205から取り込んだ計測信
号をもとに処理装置206で画像再構成を行い、再構成さ
れた画像をCRTデイスプレイ207に表示する。磁場駆動部
204は上記磁場制御部203から出力されたコントロール信
号に基づいて計測に必要な磁場を発生させる。Hereinafter, the present invention will be described in detail based on examples. FIG. 2 is a block diagram showing the configuration of an embodiment of the present invention. Sequence control unit that controls various pulses and magnetic fields generated to detect NMR signals from the subject
By 201, a transmitter 202 of a high-frequency pulse generated to resonate a specific nuclide of the subject, and a static magnetic field that determines the resonance frequency of the NMR signal and a gradient magnetic field that can arbitrarily control the strength and direction Magnetic field control unit 203
And, after detecting the NMR signal generated from the subject, controls the receiver 205 that performs measurement, performs image reconstruction by the processing device 206 based on the measurement signal captured from the receiver 205, and is reconstructed. The image is displayed on the CRT display 207. Magnetic field drive
Reference numeral 204 generates a magnetic field required for measurement based on the control signal output from the magnetic field control unit 203.
以上の構成における本発明の実施方法を、第２図〜第
７図を用いて以下に説明する。第３図は、本発明による
イメージング処理全体の手順を示すフローチヤートであ
る。ここでは、スピンエコー法によるパルスシーケンス
で、二次元フーリエ変換法を用いて画像を再構成する例
について述べるが、もちろん投影再構成法を用いて画像
を再構成する場合でも同じ考え方で適用できる。以下、
第３図の各処理ステツプを第４図に示す二次元フーリエ
変換法のパルスシーケンスを用いて説明する。A method for carrying out the present invention having the above-described configuration will be described below with reference to FIGS. FIG. 3 is a flow chart showing the procedure of the entire imaging process according to the present invention. Here, an example of reconstructing an image by using a two-dimensional Fourier transform method with a pulse sequence by the spin echo method will be described, but of course the same idea can be applied to the case of reconstructing an image by using the projection reconstruction method. Less than,
Each processing step in FIG. 3 will be described using the pulse sequence of the two-dimensional Fourier transform method shown in FIG.
ステツプ301:第４図のパルスシーケンスに従つて被検
体を撮影し、NMR信号407を256回計測する。すなわち、 送信器202より、傾斜磁場（Gz）402印加時の特定の
スライスを選択できる周波数成分を含む高周波パルスと
して、180゜パルス400と90゜パルス401を所定時間間隔
で照射する。これらのパルスにより、特定のスライス内
の核スピンだけが一旦向きが反転し、縦緩和により熱平
衡磁化の向きに徐々に回復していく途中で励起される。Step 301: The subject is imaged in accordance with the pulse sequence of FIG. 4, and the NMR signal 407 is measured 256 times. That is, the transmitter 202 irradiates the 180 ° pulse 400 and the 90 ° pulse 401 at a predetermined time interval as a high frequency pulse including a frequency component capable of selecting a specific slice when the gradient magnetic field (G z ) 402 is applied. With these pulses, only the nuclear spins in a specific slice are temporarily reversed in direction, and excited while being gradually recovered to the direction of thermal equilibrium magnetization by longitudinal relaxation.
スピンエコーを発生させるためにτ１時間後に送信
器202より180゜パルス404を印加するが、この際にも、
傾斜磁場（Gz）402を磁場駆動部204より印加し、90゜パ
ルス印加時と同一のスライスを選択する。なお、このτ
１時間の間にｘ方向に傾斜磁場（Gx）403を磁場駆動部2
04よりτ２時間だけ印加する。τ２時間は、NMR信号407
の観測時間の半分に相当し、NMR信号のサンプリング原
点の位置合せのために印加する。180゜パルスにより、
スライス内のスピンは、180゜反転させられる。A 180 ° pulse 404 is applied from the transmitter 202 after τ 1 hour to generate a spin echo.
A gradient magnetic field (G z ) 402 is applied from the magnetic field driving unit 204, and the same slice as when 90 ° pulse is applied is selected. This τ
Gradient magnetic field (Gx) 403 is applied to the magnetic field driving unit 2 in the x direction for 1 hour.
Applied from τ for 2 hours from 04. τ 2 hours, NMR signal 407
This corresponds to half the observation time of, and is applied to align the sampling origin of the NMR signal. With a 180 ° pulse,
The spins in the slice are flipped 180 °.
180゜パルスからτ１時間後に観測されるNMR信号40
7が発生する間に、ｙ方向（位相エンコード方向）の傾
斜磁場（Gy）406を印加する。観測信号に、位置に応じ
た位相情報を付加するものであり、繰り返し観測する際
に、その強度を順次変化させる。NMR signal observed 1 hour after τ from 180 ° pulse 40
While 7 is generated, a gradient magnetic field (Gy) 406 in the y direction (phase encoding direction) is applied. Phase information corresponding to the position is added to the observation signal, and the intensity thereof is sequentially changed during repeated observation.
180゜パルスから（τ１−τ２）時間後にｙ方向の
傾斜磁場を印加し始め、受信器205を通じて、NMR信号40
7を観測する。観測された信号は、直交検波された後、
処理装置206に送られる。After (τ 1 −τ 2 ) time from the 180 ° pulse, application of the gradient magnetic field in the y direction is started, and the NMR signal 40 is transmitted through the receiver 205.
Observe 7. The observed signal is quadrature detected,
It is sent to the processing device 206.
上記手順の内、傾斜磁場Gx,Gy,Gzの制御は、磁場制御
部203にて行う。In the above procedure, the magnetic field control unit 203 controls the gradient magnetic fields G x , G y , and G z .
ステツプ302:直交検波後得られた信号は、様々な要因
で歪を受けている。位相情報に大きな影響を与える歪
は、 NMR信号のサンプル位置原点ずれ 検出系特性 磁場不均一性 の３点である。これらの歪補正を行いながら、２次元フ
ーリエ変換を行い、画像再構成を行う。この処理の詳細
は、後で述べる。Step 302: The signal obtained after quadrature detection is distorted due to various factors. The three distortions that have a great influence on the phase information are the deviation of the origin of the sample position of the NMR signal, the characteristics of the detection system, and the nonuniformity of the magnetic field. While performing these distortion corrections, two-dimensional Fourier transform is performed and image reconstruction is performed. Details of this processing will be described later.
ステツプ303:前ステツプ302で得られるNMR画像は、次
式で示す複素信号となる。Step 303: The NMR image obtained in the previous step 302 becomes a complex signal represented by the following equation.
すなわち、 ｆ（x,y）＝fR（x,y）＋ifI（x,y） …（６） 後述する歪補正処理をステツプ302で行つた後は、虚部
のfI（x,y）成分は、ほぼ零である。That is, f (x, y) = f R (x, y) + if I (x, y) (6) After performing the distortion correction process described later in step 302, f I (x, y) of the imaginary part ) Component is almost zero.
ｆ（x,y）≒fR（x,y） …（７） である。従つて、実数部をCRTデイスプレイ207に表示す
る。ここで、先に述べた熱平衡磁化の回復の途中での励
起によるイメージングでは、ｆ（x,y）は負の値もとり
得、正負を区別して表示することにより縦緩和強調画像
となる。したって、実数部fR（x,y）の表示は、例えば
正と負で異なる色を割りあて、fR（x,y）の絶対値を輝
度とする。あるいは単色CRTデイスプレイの場合にはfR
（x,y）が正の領域では値が大きい程高い輝度を割りあ
て、fR（x,y）が負の領域では値がゼロに近い程高い輝
度を割りあてるこにより、実質的に正負を区別した画像
表示となる。f (x, y) ≈f R (x, y) (7) Is. Therefore, the real part is displayed on the CRT display 207. Here, in the above-described imaging by excitation during the recovery of the thermal equilibrium magnetization, f (x, y) may have a negative value, and a vertical relaxation enhanced image is obtained by displaying positive and negative in distinction. Therefore, for the display of the real part f R (x, y), for example, positive and negative different colors are assigned, and the absolute value of f R (x, y) is used as the luminance. Or f R for monochrome CRT display
Higher values are assigned to higher values in the positive (x, y) region, and higher values are assigned to values closer to zero in the negative f R (x, y) region. The image is displayed by distinguishing.
以上、歪補正処理を除く一般的な処理手順について述
べた。次に、歪補正処理の手順を第５図のフローチヤー
トに従つて説明する。The general processing procedure excluding the distortion correction processing has been described above. Next, the procedure of the distortion correction processing will be described according to the flow chart of FIG.
ステツプ501:受信器205によつて観測されたNMR信号40
7の時間軸原点は、本来、90゜パルスから２τ１時間後
になるはずであるが、傾斜磁場の立上り特性等の原因に
より、わずかにずれてくる。傾斜磁場（Gx）406を印加
しない時の計測データは、実部が偶関数、虚部が奇関数
になるという性質を利用して、上記原点の時間ずれ（以
下、単に原点ずれと呼び、その大きさをαとする）を検
出し、原点ずれに起因する直線的位相歪の位相の傾きを
推定する。なお、このステップ501にて推定値により直
線的位相歪の補正をしても良いが、実施例では２次元フ
ーリエ変換後の画像データに補正を加える方法を取るた
め、補正そのものは第５図のステツプ504で実行する。
推定方法の詳細は後で述べる。Step 501: NMR signal 40 observed by receiver 205
The origin of the time axis of 7 should originally be 2 τ 1 hour after the 90 ° pulse, but it is slightly shifted due to the rising characteristics of the gradient magnetic field. The measurement data when the gradient magnetic field (G x ) 406 is not applied utilizes the property that the real part is an even function and the imaginary part is an odd function, and the time deviation of the origin (hereinafter, simply referred to as origin deviation, The magnitude is taken as α) and the phase gradient of the linear phase distortion due to the origin shift is estimated. Note that the linear phase distortion may be corrected by the estimated value in step 501, but in the embodiment, the correction itself is performed on the image data after the two-dimensional Fourier transform, so the correction itself is as shown in FIG. Execute at step 504.
Details of the estimation method will be described later.
ステツプ502:前ステツプ501で補正したNMRデータの原
点に着目する。観測信号と検波信号の位相があつていれ
ば、傾斜磁場（Gx）406を印加しない時の計測データの
原点は、実部の値が正、虚部の値が零となつている。し
かし、一般には、検出系の特性により位相が変化してお
り、この条件を満たしていない。従つて、下記の式に基
づいて、算出角度を求める。Step 502: Focus on the origin of the NMR data corrected in the previous step 501. If the observation signal and the detection signal are in phase, the origin of the measurement data when the gradient magnetic field (G x ) 406 is not applied is such that the value of the real part is positive and the value of the imaginary part is zero. However, in general, the phase changes due to the characteristics of the detection system, and this condition is not satisfied. Therefore, the calculated angle is calculated based on the following formula.
θ＝sgn（gI（0,0））arc cos（δ） ここで、 で、ｇ（0,0）は、Gx＝０の時のｔ＝０の値。得られた
角度θを用いて、全計測データに対して次式の補正を行
う。θ = sgn (g I (0,0)) arc cos (δ) where And g (0,0) is the value of t = 0 when G x = 0. Using the obtained angle θ, the following equation is corrected for all measurement data.
ステツプ503:前ステツプ502で得られた計測データを
用いて、２次元フーリエ変換を行う。すなわち、 この結果が、NMR画像となる。 Step 503: Two-dimensional Fourier transform is performed using the measurement data obtained in the previous step 502. That is, The result is an NMR image.
ステツプ504:先に推定した位相の傾きを用い、画像デ
ータの直線位相歪の補正をおこなう。更に必要であれ
ば、磁場の不均一により生じる位相歪の補正を行う。磁
場の不均一による位相歪の補正を先に説明する。不均一
磁場をＥ（x,y）とすると、その時に、再構成される画
像ｆ（x,y）と、Ｅ（x,y）＝０の時の画像ｆ（x,y）の
間には、次の関係がある。Step 504: The linear phase distortion of the image data is corrected using the previously estimated phase inclination. Further, if necessary, the phase distortion caused by the non-uniformity of the magnetic field is corrected. The correction of the phase distortion due to the non-uniformity of the magnetic field will be described first. If the non-uniform magnetic field is E (x, y), then between the reconstructed image f (x, y) and the image f (x, y) when E (x, y) = 0 Have the following relationships:
ここで、γ：核磁気回転比 t:不均一磁場下の時間 従つて、 ２πγＥ（x,y）ｔの位相まわり の補正を行つてやればよい。この補正は、Ｅ（x,y）が
既知であれば容易に実施できる。たとえば、“不均一磁
場におけるフーリエ核磁気共鳴イメージング画像再生”
フイジツクス オブ メデイカル バイオロジー,1984
年,26巻,No.1,P15−24（“Image restoration from non
uniform magnetic field influence for direct Fourie
r NMR imaging,"Phys.Med.Biol.1984,vol.29.No.1 P15
−24.）に記述されている。 Where γ: nuclear gyromagnetic ratio t: time under non-uniform magnetic field It suffices to make a correction around the phase of 2πγE (x, y) t. This correction can be easily performed if E (x, y) is known. For example, "Fourier nuclear magnetic resonance imaging image reconstruction in non-uniform magnetic field"
Figures of Medieval Biology, 1984
Vol. 26, No. 1, P15-24 (“Image restoration from non
uniform magnetic field influence for direct Fourie
r NMR imaging, "Phys.Med.Biol.1984, vol.29.No.1 P15
-24.).
なお、上記ステツプ501における原点ずれαを検出し
た後の補正を行う方法には、３種類ある。There are three types of methods for performing correction after detecting the origin deviation α in step 501.
計測データを１次元フーリエ変換したのち、周波数
に比例した位相補正を行い、逆フーリエ変換で戻す。After one-dimensional Fourier transform of the measurement data, phase correction proportional to frequency is performed, and then inverse Fourier transform is performed.
計測データをsinc関数 でリサンプリングする。Measured data as sinc function To resample.
再構成画像のｘ方向の位置に比例した位相補正を行
う。Phase correction is performed in proportion to the position of the reconstructed image in the x direction.
いずれの方法でも、等価な結果が得られるが、計算時
間の観点から、がもつとも適している。そこで、本実
施例では第５図のステツプ504で以下の補正を行う。位
置に依存して、位相は直線的に変化する。その傾きが前
述の時間ずれαを相当し、次式に基づいて、画像に対し
て補正を施す。Both methods give equivalent results, but are also suitable from the viewpoint of calculation time. Therefore, in this embodiment, the following correction is made in step 504 of FIG. Depending on the position, the phase changes linearly. The inclination corresponds to the above-mentioned time shift α, and the image is corrected based on the following equation.
補正後の画像である。 It is an image after correction.
以上、歪補正処理手順全般について述べたが、つぎ
に、ステツプ501における原点ずれに起因する位相の傾
きの推定処理の詳細手順を第６図のフローチヤートにも
とづき説明する。処理の対象となるデータは、傾斜磁場
Gyの値がゼロのとき、つまり位相エンコード量がゼロの
ときの計測データｇ（0,t）である。以後、簡単のため
ｇ（ｔ）と書く。これを真の信号とすると、実際に観測
される信号は、時間α１だけずれている。すなわち、ｇ
（ｔ−α１）と表現される。The general procedure of the distortion correction processing has been described above. Next, the detailed procedure of the processing for estimating the inclination of the phase due to the origin deviation in step 501 will be described with reference to the flowchart of FIG. The data to be processed is the gradient magnetic field.
It is the measurement data g (0, t) when the value of Gy is zero, that is, when the phase encoding amount is zero. Hereafter, it is written as g (t) for simplicity. If this is a true signal, the actually observed signal is shifted by time α 1 . That is, g
It is expressed as (t-α 1 ).
ステツプ601:サンプル点のピーク値を、原点位置に持
つていく。この処理で、原点位置ずれαは、１サンプル
点以下となる。これを次のように表現する。Step 601: Bring the peak value of the sampling point to the origin position. By this processing, the origin position shift α becomes 1 sample point or less. This is expressed as follows.
ｇ（ｔ−α） （α＜サンプル間隔） …（13） ステツプ602:g（ｔ−α）をフーリエ変換する。すな
わち、 ここで、〔ｇ（ｔ）〕＝Ｇ（ｘ） となる。ｇ（ｔ）の性質より、Ｇ（ｘ）は実数値であ
る。g (t-α) (α <sample interval) (13) Step 602: Fourier transform of g (t-α). That is, Here, [g (t)] = G (x). Due to the property of g (t), G (x) is a real value.
ステツプ603:（14）式のｘのサンプル点（xiとする）
毎に、 Ang〔Ｇ（ｘ）ｅ−ｉαｘ〕＝−αｘ …（15） を求める。通常、ノイズが重畳しているので、観測位置
β（xi）は、 β（xi）＝−αxi＋ni …（16） ni:ノイズ となる。β（xi）の値の信頼度は、振幅Ｇ（xi）の大き
さにぼほ比例して大きくなると考えられるので、Ｇ
（xi）の大きさが、ある値以上のサンプル点xiのみ選択
する。Step 603: Sample point of x in equation (14) (denoted as x i )
For each, A ng [G (x) e -iαx] = -αx ... Request (15). Since noise is usually superimposed, the observation position β (x i ) is β (x i ) = − αx i + n i (16) n i : noise. Since the reliability of the value of β (x i ) is considered to increase substantially in proportion to the magnitude of the amplitude G (x i ), G
Only sample points x i whose magnitude of (x i ) is greater than a certain value are selected.
ステツプ604:前ステツプで選択したサンプル点xiに関
して、位相角度β（xi）を次式に基づき求める。Step 604: Obtain the phase angle β (x i ) for the sample point x i selected in the previous step based on the following equation.
ここで、（ｘ）＝Ｒ（ｘ）＋Ｉ（ｘ） ステツプ603:最小二乗推定により、傾きαを推定す
る。すなわち、 で、αを算出する。 Here, the slope α is estimated by (x) = R (x) + I (x) step 603: least-squares estimation. That is, Then, α is calculated.
本発明によれば、従来の絶対値をとつて装置の歪を除
去する方式では、正しく再生できない負の値を持つ画像
（縦緩和時間強調像）を、正負の区別をつけて正しく再
生できる。According to the present invention, it is possible to correctly reproduce an image having a negative value (vertical relaxation time emphasized image) which cannot be correctly reproduced by the conventional method of removing the distortion of the apparatus by taking the absolute value, by distinguishing positive and negative.
第１図は計測タイミングずれと計測信号のフーリエ変換
後データの位相角度に関係の一例を示す図、第２図は本
発明の一実施例を示すブロツク図、第３図は本発明の処
理手順を示すフローチヤート、第４図は本発明を実施す
るためのパルスシーケンスの一例を示す図、第５図は本
発明の歪補正処理手順を示すフローチヤート、第６図は
歪補正処理の中の１つである計測タイミングずれによる
歪の補正処理手順を示すフローチヤートである。FIG. 1 is a diagram showing an example of the relationship between the measurement timing deviation and the phase angle of the Fourier-transformed data of the measurement signal, FIG. 2 is a block diagram showing an embodiment of the present invention, and FIG. 3 is a processing procedure of the present invention. 4 is a flow chart showing an example of a pulse sequence for carrying out the present invention, FIG. 5 is a flow chart showing a distortion correction processing procedure of the present invention, and FIG. 6 is a distortion correction processing. 9 is a flow chart showing a procedure for correction processing of distortion due to one measurement timing deviation.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 小泉 英明 茨城県勝田市市毛882番地 株式会社日立 製作所那珂工場内 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (72) Inventor Hideaki Koizumi 882 Ige, Katsuta City, Ibaraki Prefecture Hitachi Ltd. Naka Factory
Claims (3)
そのスピンエコーを生じさせ、上記スピンエコーの計測
に先立ち第１の方向に位置に応じた位相情報を付与する
傾斜磁場を発生し、次に第２の方向の傾斜磁場を発生し
た状態で上記スピンエコーをサンプリング計測するパル
スシーケンスを用い、上記第１の方向の傾斜磁場の強度
を順次変化させながら上記パルスシーケンス繰り返し実
行することにより、映像化する画像の周波数成分に相当
するNMR信号を計測し、計測した信号に基づいて画像再
生処理をし、その結果を画像表示するNMRイメージング
方法において、上記画像再生処理は、 １）計測した全NMR信号中のうち、上記第１の方向の傾
斜磁場がゼロであるパルスシーケンスで計測した一連の
計測信号をフーリエ変換してサンプリングの時間原点ず
れに起因する上記第２方向の位置に依存する位相の傾き
を含む投影画像信号を得ること、 ２）上記投影画像信号の複数のデータを選択して上記位
相の傾きを推定すること、 ３）上記計測した全NMR信号を２次元フーリエ変換して
得る２次元複素画像の各データに対し上記推定した位相
の傾きを補正する処理を実行すること、及び ４）補正された２次元複素画像の各データの実数部をそ
の正、負の区別を付けた画素濃度により画像表示するこ
と、 との処理を含むことを特徴とするNMRイメージング方
法。1. A nuclear magnetic field in a predetermined space of an inspection apparatus is excited to generate a spin echo thereof, and a gradient magnetic field for giving phase information according to a position in a first direction is generated prior to the measurement of the spin echo. Then, by using the pulse sequence for sampling and measuring the spin echo in the state where the gradient magnetic field in the second direction is generated, the pulse sequence is repeatedly executed while sequentially changing the intensity of the gradient magnetic field in the first direction. In the NMR imaging method of measuring an NMR signal corresponding to a frequency component of an image to be imaged, performing image reproduction processing based on the measured signal, and displaying the result as an image, the image reproduction processing is 1) measured. Of all NMR signals, a series of measurement signals measured by a pulse sequence in which the gradient magnetic field in the first direction is zero is Fourier-transformed and sampled. To obtain a projection image signal including a phase gradient depending on the position in the second direction due to the time origin deviation of 2), and estimating the phase gradient by selecting a plurality of data of the projection image signal 3) Performing a process of correcting the estimated phase slope for each data of a two-dimensional complex image obtained by performing a two-dimensional Fourier transform of all the measured NMR signals, and 4) a corrected two-dimensional complex And an image display of the real part of each data of the image with the pixel densities in which the positive and negative are distinguished, and an NMR imaging method.
立ち、上記第１の傾斜磁場がゼロであるパルスシーケン
スで計測した一連の計測信号のうちのサンプリング時間
原点の計測信号データの実部、虚部から該計測信号デー
タの位相角度を求めること、及び上記位相角度を検出系
の特性によるオフセット位相歪と見做し、上記計測した
全NMR信号のそれぞれのデータを上記位相角度だけ補正
することとの処理を更に含むことを特徴とする特許請求
の範囲第１項に記載のNMRイメージング方法。2. The image reproducing process is carried out prior to the process of 3) above, in which the actual measurement signal data at the sampling time origin is included in a series of measurement signals measured by a pulse sequence in which the first gradient magnetic field is zero. Section, imaginary part to obtain the phase angle of the measurement signal data, and consider the phase angle as offset phase distortion due to the characteristics of the detection system, and correct each data of all the measured NMR signals by the above phase angle. The NMR imaging method according to claim 1, further comprising the step of:
画像信号の複数のデータから最小二乗法により位相の傾
きを推定することを特徴とする特許請求の範囲第１項に
記載のNMRイメージング方法。3. The NMR imaging according to claim 1, wherein the process of estimating the phase inclination estimates the phase inclination from a plurality of data of the projection image signal by a least square method. Method.
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60114082A JPH0811113B2 (en) | 1985-05-29 | 1985-05-29 | NMR imaging method |
| US06/867,541 US4736160A (en) | 1985-05-29 | 1986-05-28 | Nuclear magnetic resonance imaging method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60114082A JPH0811113B2 (en) | 1985-05-29 | 1985-05-29 | NMR imaging method |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61272643A JPS61272643A (en) | 1986-12-02 |
| JPH0811113B2 true JPH0811113B2 (en) | 1996-02-07 |
Family
ID=14628617
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60114082A Expired - Lifetime JPH0811113B2 (en) | 1985-05-29 | 1985-05-29 | NMR imaging method |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0811113B2 (en) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS62176444A (en) * | 1986-01-29 | 1987-08-03 | 横河メディカルシステム株式会社 | Method for measuring electrostatic magnetic field intensity distribution of nuclear magnetic resonance image pickup apparatus |
| JPS62176443A (en) * | 1986-01-29 | 1987-08-03 | 横河メディカルシステム株式会社 | Method for correcting position and concentration strain of nmr image |
| JPS62179449A (en) * | 1986-01-31 | 1987-08-06 | 横河メディカルシステム株式会社 | Method for correcting strain of nuclear magnetic resonance image |
| CN101232845B (en) * | 2005-07-27 | 2010-08-04 | 株式会社日立医药 | Magnetic resonance imaging device |
-
1985
- 1985-05-29 JP JP60114082A patent/JPH0811113B2/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS61272643A (en) | 1986-12-02 |
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