JPH0811113B2 - Ｎｍｒイメージング方法 - Google Patents
Ｎｍｒイメージング方法Info
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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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- magnetic field
- image
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
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- G01R33/48—NMR imaging systems
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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。
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。
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）。
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）。
この問題について詳しく述べる。
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。
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。
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。
変換の性質より実関数となる。
従つて、Ｆ（ｘ）を極形式で表現すると位相成分は零
となる。
となる。
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。
（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。
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。
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。
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。
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。
|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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
部203にて行う。
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。
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。
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。
式で示す複素信号となる。
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。
のfI（x,y）成分は、ほぼ零である。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
た後の補正を行う方法には、３種類ある。
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。
に比例した位相補正を行い、逆フーリエ変換で戻す。
計測データをsinc関数 でリサンプリングする。
再構成画像のｘ方向の位置に比例した位相補正を行
う。
う。
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。
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。
補正後の画像である。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
して、位相角度β（xi）を次式に基づき求める。
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。
る。すなわち、 で、αを算出する。
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。
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。
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。
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。
───────────────────────────────────────────────────── 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
Claims (3)
- 【請求項１】検査装置の所定空間の核スピンを励起して
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。 - 【請求項２】上記画像再生処理は、上記３）の処理に先
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。 - 【請求項３】上記位相の傾きを推定する処理は上記投影
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。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60114082A JPH0811113B2 (ja) | 1985-05-29 | 1985-05-29 | Ｎｍｒイメージング方法 |
| 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 (ja) | 1985-05-29 | 1985-05-29 | Ｎｍｒイメージング方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61272643A JPS61272643A (ja) | 1986-12-02 |
| JPH0811113B2 true JPH0811113B2 (ja) | 1996-02-07 |
Family
ID=14628617
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60114082A Expired - Lifetime JPH0811113B2 (ja) | 1985-05-29 | 1985-05-29 | Ｎｍｒイメージング方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0811113B2 (ja) |
Families Citing this family (4)
| 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 |
| JPS62176444A (ja) * | 1986-01-29 | 1987-08-03 | 横河メディカルシステム株式会社 | 核磁気共鳴撮像装置の静磁場強度分布測定装置 |
| 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 |
| JP5179182B2 (ja) * | 2005-07-27 | 2013-04-10 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
-
1985
- 1985-05-29 JP JP60114082A patent/JPH0811113B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS61272643A (ja) | 1986-12-02 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |