JPS60146139A - 核磁気共鳴を用いた検査装置 - Google Patents
核磁気共鳴を用いた検査装置Info
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- JPS60146139A JPS60146139A JP59001912A JP191284A JPS60146139A JP S60146139 A JPS60146139 A JP S60146139A JP 59001912 A JP59001912 A JP 59001912A JP 191284 A JP191284 A JP 191284A JP S60146139 A JPS60146139 A JP S60146139A
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- JP
- Japan
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- signal
- magnetic field
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- Pending
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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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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】
〔発明の利用分野〕
本発明は該磁気共鳴（以下、ｒ Ｎ Ｍ ＲＪという）
を用いた検査装置に関し、特に信号をフーリ］二変換し
た時に生じるベースセインの高低に起因するアーチファ
クトの除去を可能とする、ＮＭＲを用いた検査装置に関
するものである。
を用いた検査装置に関し、特に信号をフーリ］二変換し
た時に生じるベースセインの高低に起因するアーチファ
クトの除去を可能とする、ＮＭＲを用いた検査装置に関
するものである。
従来１人体の頭部、腹部等の内部構造を非破壊的に検査
する装置として、Ｘ１ＣＴや超音波撮像装置が広く利用
されている。近年、ＮＭＲ現象を用いて同様の検査を行
う試みが成功し、Ｘ線ＣＴな超音波撮像装置では得られ
ない情報を取得できることが明らかになって来た。ＮＭ
Ｒ現象を用いた検査装置（以下、単に「検査装置」とい
う」においては、検査対象物からの信号を該対象物体各
部に対応させて分離・識別する必要がある９そのための
方法の１つに、対象物体に傾斜磁場を印加して対象物体
各部の置かれた静磁場を異ならせ、これにより上記対象
物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。
する装置として、Ｘ１ＣＴや超音波撮像装置が広く利用
されている。近年、ＮＭＲ現象を用いて同様の検査を行
う試みが成功し、Ｘ線ＣＴな超音波撮像装置では得られ
ない情報を取得できることが明らかになって来た。ＮＭ
Ｒ現象を用いた検査装置（以下、単に「検査装置」とい
う」においては、検査対象物からの信号を該対象物体各
部に対応させて分離・識別する必要がある９そのための
方法の１つに、対象物体に傾斜磁場を印加して対象物体
各部の置かれた静磁場を異ならせ、これにより上記対象
物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。
第１図は上記方法の原理を説明するだめの図である。
この方法はＫｕｍａｒｓらによりフーリエ・ズーグマト
グラフイ法（以下、単にＦＴ法という）と名ずけられて
おり、その基本原理についてはＪｏｕｒｎａｌｏｆ Ｍ
ａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ（↓８． ｌ ９
−８３（１９７５））に述べられている。また、この変
形であるスピン。
グラフイ法（以下、単にＦＴ法という）と名ずけられて
おり、その基本原理についてはＪｏｕｒｎａｌｏｆ Ｍ
ａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ（↓８． ｌ ９
−８３（１９７５））に述べられている。また、この変
形であるスピン。
ワープ（Ｓｐｉｎ Ｗａｒｐ）法も提案されている（ｐ
ｈｙ。
ｈｙ。
Ｍｅｄ、Ｂｉｏｌ、 ２５ 、７５１ （１９８０））
が、これから述べる事項はこれらの方法にも適用可能な
ことは明らかである。さて前者の文献では３次元の場合
を想定しているが、ここでは便宜」二２次元のイメージ
ングに限定して以下に説明する。まずスライスは帯域制
限した高周波磁場と傾斜磁場ＧＺを同時に印加して行な
う。続いて傾斜磁場Ｇ ｘを印加し。
が、これから述べる事項はこれらの方法にも適用可能な
ことは明らかである。さて前者の文献では３次元の場合
を想定しているが、ここでは便宜」二２次元のイメージ
ングに限定して以下に説明する。まずスライスは帯域制
限した高周波磁場と傾斜磁場ＧＺを同時に印加して行な
う。続いて傾斜磁場Ｇ ｘを印加し。
最後に傾斜磁場ａｙを印加しながら（ｄ号を観測する。
ＧＸの印加時間あるいは振幅は各シーケンス毎に変化さ
せ、観測した信号を２次元フーリエ変換することにより
、検査物体の２次元構造を知ることができる。ところで
、２次元フーリエ変換においては、２つの処理段階から
なっている。すなわち、各シーケンスで得られる信号を
フーリエ変換する第１段階と、その結果を行こすれは、
第２段階な列についてのフーリエ変換である。第２図に
は、第１段階の処理が終った結果を示す。上から順に各
シーケンスに苅応した信号をフーリエ変換した結果を表
わしている。さて、従来方法では第２図に示すように、
フーリエ変換した結果にはベースラインに高低が生じる
ことが分がっている。
せ、観測した信号を２次元フーリエ変換することにより
、検査物体の２次元構造を知ることができる。ところで
、２次元フーリエ変換においては、２つの処理段階から
なっている。すなわち、各シーケンスで得られる信号を
フーリエ変換する第１段階と、その結果を行こすれは、
第２段階な列についてのフーリエ変換である。第２図に
は、第１段階の処理が終った結果を示す。上から順に各
シーケンスに苅応した信号をフーリエ変換した結果を表
わしている。さて、従来方法では第２図に示すように、
フーリエ変換した結果にはベースラインに高低が生じる
ことが分がっている。
これは第３図に示すように、観測した信号には不連続点
が存在し、これがフーリエ変換後ベースラインとなるた
め、信号の形状によりベースラインが変化するからであ
る。ところが、２回目のフーリエ変換は第２図に示す矢
印の方向に並んだデータに対して行なわれるため、例え
ば本来信号の存在しない列をフーリエ変換したとしても
、ベースラインに高低があればそれが疑似信号となるこ
とを見いだした。２回目のフーリエ変換の結果は、直接
画像となるのであるから、前記疑似信号は画像にアーチ
ファクトを形成し、著しい画質劣化を生じるという欠点
を有していた。
が存在し、これがフーリエ変換後ベースラインとなるた
め、信号の形状によりベースラインが変化するからであ
る。ところが、２回目のフーリエ変換は第２図に示す矢
印の方向に並んだデータに対して行なわれるため、例え
ば本来信号の存在しない列をフーリエ変換したとしても
、ベースラインに高低があればそれが疑似信号となるこ
とを見いだした。２回目のフーリエ変換の結果は、直接
画像となるのであるから、前記疑似信号は画像にアーチ
ファクトを形成し、著しい画質劣化を生じるという欠点
を有していた。
本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、その目的と
するところは、信号に折り返しデータを付加ｔ、テフー
リエ変換することによりベースラインの高低を消去し、
画像のアーチファクトを著しく減少させることを可能に
した該磁気共鳴を用いたイメージング装置を提供するこ
とにある。
するところは、信号に折り返しデータを付加ｔ、テフー
リエ変換することによりベースラインの高低を消去し、
画像のアーチファクトを著しく減少させることを可能に
した該磁気共鳴を用いたイメージング装置を提供するこ
とにある。
Ｎ Ｍ Ｒにおいて観測される４１ト号１は、第３図に
示すように不連続点を含み、こＡしがベースラインのオ
フセラｉ−の原因となっている。そこで、本発明ではこ
のオフセット、を消去するために、観測される信号にデ
ータを付加する。
示すように不連続点を含み、こＡしがベースラインのオ
フセラｉ−の原因となっている。そこで、本発明ではこ
のオフセット、を消去するために、観測される信号にデ
ータを付加する。
以下、本発明の概要をより詳細に述べる。
ＮＭＲにおいては、通常直角位相検波（以下、ＱＤとす
る）が広く用いられている。これは互いに位相が９０°
ずれた２つの参照波を用いる位相敏感検波である。
る）が広く用いられている。これは互いに位相が９０°
ずれた２つの参照波を用いる位相敏感検波である。
従って、視測される信号は２系統あり、第３図に示した
信号１はその１・っを表わしている。これらの信号は各
々実部、虚部と見做され、複索フーリエ変換される。と
ころでオフセットを消去するためには、不連続点がない
か、あるいは、不連続点があってもその平均値が零であ
ｉｔばよいのであるから、第４図に示すように、実部の
成分に対してはＡ点を中心に線対称に、また虚部の成分
に対してはＢ点を中心に点対称になるように、データ２
．３を付加する。勿論、その逆であってもかまわない。
信号１はその１・っを表わしている。これらの信号は各
々実部、虚部と見做され、複索フーリエ変換される。と
ころでオフセットを消去するためには、不連続点がない
か、あるいは、不連続点があってもその平均値が零であ
ｉｔばよいのであるから、第４図に示すように、実部の
成分に対してはＡ点を中心に線対称に、また虚部の成分
に対してはＢ点を中心に点対称になるように、データ２
．３を付加する。勿論、その逆であってもかまわない。
ここで、Ａ点及びＢ点は、全データ数をＮとすればＮ／
２＋１に選ぶ。従って、付加するデータは最初のデータ
の１番目を除いた残りについて、線対称、及び点対称に
なるようにする。さて、このような処理を施こしたデー
タ全体をフーリエ変換すれば、フーリエ変換の性質とし
て、オフセットは消去されるとともに実部だけが残り虚
部は零となる。
２＋１に選ぶ。従って、付加するデータは最初のデータ
の１番目を除いた残りについて、線対称、及び点対称に
なるようにする。さて、このような処理を施こしたデー
タ全体をフーリエ変換すれば、フーリエ変換の性質とし
て、オフセットは消去されるとともに実部だけが残り虚
部は零となる。
ところで、結果として得られる実部だけのデータを用い
たものでは、次に行なう列のフーリエ変換において、零
周波数の左右を分離識別できなくなる欠点を有する。そ
こで、これを解決するために今度は前記処理と逆の処理
を行なう。すなわち、実部の成分に対してはＡ点を中心
に点対称に、また虚部の成分に対してはＢ点を中心に線
対称になるようにデータを付加する。このフーリエ変換
は、実部が零となり、虚部だけが残る。
たものでは、次に行なう列のフーリエ変換において、零
周波数の左右を分離識別できなくなる欠点を有する。そ
こで、これを解決するために今度は前記処理と逆の処理
を行なう。すなわち、実部の成分に対してはＡ点を中心
に点対称に、また虚部の成分に対してはＢ点を中心に線
対称になるようにデータを付加する。このフーリエ変換
は、実部が零となり、虚部だけが残る。
以上の２つの処理で得られた零でない実部と虚部を改め
て、フーリエ変換後の実部及び虚部と見做すことにより
、オフセットのない結果が得られる。しかも、このよう
な処理を施すことにより、高周波部で受ける位相ずれを
遅延器を用いることなく、前記実部と虚部との演算にＪ
、り補正することが可能になる。実部だ（プあるいは虚
部だ番プではこのような補正はでさない。補正法のｌ
（ｆ！ｌを次に示す。
て、フーリエ変換後の実部及び虚部と見做すことにより
、オフセットのない結果が得られる。しかも、このよう
な処理を施すことにより、高周波部で受ける位相ずれを
遅延器を用いることなく、前記実部と虚部との演算にＪ
、り補正することが可能になる。実部だ（プあるいは虚
部だ番プではこのような補正はでさない。補正法のｌ
（ｆ！ｌを次に示す。
（新しい実部）＝（実部） ｃｕｓＰ ＋＜虚部）ｓｊ
、ｎＰ（新しい虚部）＝（実部） ｓｊ、ｎ Ｐ−（虚
部）ｃｏｓｌ’Ｐとして定数あるいは周波数の関数など
適切なものを選ぶことにより、位相ずれを補正できる。
、ｎＰ（新しい虚部）＝（実部） ｓｊ、ｎ Ｐ−（虚
部）ｃｏｓｌ’Ｐとして定数あるいは周波数の関数など
適切なものを選ぶことにより、位相ずれを補正できる。
以下、本発明の実施例を図面に基づいｃｊｉ靴に説明す
る。第５図は本発明の一実施例である検査装置の構成を
示すものである。
る。第５図は本発明の一実施例である検査装置の構成を
示すものである。
制＃装置４は各装置へ種々の命令を一定のタイミングで
出力する高周波パルス発生器５の出力は増幅器６で増幅
され、コイル７’ １励振ツる。コ・ｒルアは同時に受
信コーｒルを兼用しＣおり、受信された信号成分は増幅
器８を通り、検波器−ノで検波後、信号処理装置１０で
画像に変換される。高周波パルス発生器５の出力は、検
波器９で直角位相検波する時の基準信号として用いられ
る。Ｚ方向及びそ九に直角な方向の傾斜磁場の発生はそ
れぞれコイル１．１，１２．１３で行ない、これらのコ
イルはそれぞれ増幅器１４，１５．１６により駆動され
る。静磁場の発生はコイル１７で行ない、コイル１７は
電源１８により駆動される。コイル１３はコイル１２と
同じ形状をなし、コイル１２とはＺ軸のまわりに９０°
回転させた関係にあり、互いに直交する傾斜磁場を発生
する。検査対象である人体１９はベッド２０上に置かれ
、ベッド２０は支持台２１上を移動する。
出力する高周波パルス発生器５の出力は増幅器６で増幅
され、コイル７’ １励振ツる。コ・ｒルアは同時に受
信コーｒルを兼用しＣおり、受信された信号成分は増幅
器８を通り、検波器−ノで検波後、信号処理装置１０で
画像に変換される。高周波パルス発生器５の出力は、検
波器９で直角位相検波する時の基準信号として用いられ
る。Ｚ方向及びそ九に直角な方向の傾斜磁場の発生はそ
れぞれコイル１．１，１２．１３で行ない、これらのコ
イルはそれぞれ増幅器１４，１５．１６により駆動され
る。静磁場の発生はコイル１７で行ない、コイル１７は
電源１８により駆動される。コイル１３はコイル１２と
同じ形状をなし、コイル１２とはＺ軸のまわりに９０°
回転させた関係にあり、互いに直交する傾斜磁場を発生
する。検査対象である人体１９はベッド２０上に置かれ
、ベッド２０は支持台２１上を移動する。
ところで、信号処理装置１０は第６図に示す処理を行な
い、その結果をディスプレイに表示する。
い、その結果をディスプレイに表示する。
線対称あるいは点対称のデータの発生は第７図に示す構
成により行なう。すなわち、ＲＡＭ２２に入力された信
号は、反対方向から読み出されてＲＡＭ２３に記憶され
る。２つのＲＡＭ２２と２３は再び読み出さね、対応す
るアドレスのデータ同志が加算あるいは減算される。線
対称データの発生の場合には加算を、点対称データの場
合には減算を行なう。減算においてはＲＡＭ２３の出力
はゲート２６を通った後符号反転器２４で符号を変えて
、加算器２５でＲＡＭ２２の出力と加算される。加算に
おいては、符号反転器を通らずに加算器２５で加算され
る。
成により行なう。すなわち、ＲＡＭ２２に入力された信
号は、反対方向から読み出されてＲＡＭ２３に記憶され
る。２つのＲＡＭ２２と２３は再び読み出さね、対応す
るアドレスのデータ同志が加算あるいは減算される。線
対称データの発生の場合には加算を、点対称データの場
合には減算を行なう。減算においてはＲＡＭ２３の出力
はゲート２６を通った後符号反転器２４で符号を変えて
、加算器２５でＲＡＭ２２の出力と加算される。加算に
おいては、符号反転器を通らずに加算器２５で加算され
る。
なお、以上述べた本発明の手法は、核スピンの密度や緩
和時間に限らず、ケミカルシフトのイメージングにも適
用できるのは明らかである。
和時間に限らず、ケミカルシフトのイメージングにも適
用できるのは明らかである。
本発明によれば、２次元あるいは３次元フリー二変換を
用いたイメージング装置において、フーリエ変換後にベ
ースラインに高低を生じないので、アーチファクトを著
しく低減することがｉ「ｌ能である。
用いたイメージング装置において、フーリエ変換後にベ
ースラインに高低を生じないので、アーチファクトを著
しく低減することがｉ「ｌ能である。
第１図はフーリエ・ズーグマトグラフイ法の原理図、第
２図は信号の１回目のフーリエ変換結果を示す図、第３
図は観測される信号を表わす図、第４図はデータの変形
方法を示す図、第５図は本発明の１実施例である検査装
置の構成を示す図、第６図はデータの変形方法の詳細を
説明するための図、第７図はデータの変形を行う装置の
構成を周液数 第 ４ 図 第 ５ 圀
２図は信号の１回目のフーリエ変換結果を示す図、第３
図は観測される信号を表わす図、第４図はデータの変形
方法を示す図、第５図は本発明の１実施例である検査装
置の構成を示す図、第６図はデータの変形方法の詳細を
説明するための図、第７図はデータの変形を行う装置の
構成を周液数 第 ４ 図 第 ５ 圀
Claims (1)
- 】、静磁場、傾斜磁場および高周波磁場の各磁場発生手
段と、検査対象からの該磁気共鳴信号を検出する信号検
出手段と、上記検出信号の演算を行う演算手段とからな
る該磁気共鳴を用いた検査装置において、」二記イ８号
検出手段からの２つの信号が、各々偶関数及び奇関数と
なるようにデータを付加せしめる手段を有することを特
徴とする該磁気共鳴を用いた検査装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59001912A JPS60146139A (ja) | 1984-01-11 | 1984-01-11 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP59001912A JPS60146139A (ja) | 1984-01-11 | 1984-01-11 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS60146139A true JPS60146139A (ja) | 1985-08-01 |
Family
ID=11514790
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP59001912A Pending JPS60146139A (ja) | 1984-01-11 | 1984-01-11 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS60146139A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61100645A (ja) * | 1984-10-22 | 1986-05-19 | ゼネラル・エレクトリツク・カンパニイ | サンプル物体のｎｍｒ検査を行なう方法 |
| JP2017047027A (ja) * | 2015-09-03 | 2017-03-09 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置 |
-
1984
- 1984-01-11 JP JP59001912A patent/JPS60146139A/ja active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61100645A (ja) * | 1984-10-22 | 1986-05-19 | ゼネラル・エレクトリツク・カンパニイ | サンプル物体のｎｍｒ検査を行なう方法 |
| JP2017047027A (ja) * | 2015-09-03 | 2017-03-09 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置 |
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