JP2011229638A - Magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング(MRI: Magnetic Resonance Imaging)装置に関する。 Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus.
MRIは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波(RF: radio frequency)信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する核磁気共鳴(NMR: nuclear magnetic resonance)信号から画像を再構成する撮像法である。 MRI magnetically excites a nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field with a radio frequency (RF) signal of Larmor frequency, and nuclear magnetic resonance (NMR) generated by this excitation. This is an imaging method for reconstructing an image from a signal.
MRIの分野において、異なるエコー時間(TE: echo time)で２つ以上のNMRエコー信号を収集するマルチエコー法が知られている。さらに、マルチエコーシーケンスでエコー信号を収集し、収集した複数のエコー信号から生成される画像データを加算処理することによってSNR (signal to noise ratio)を向上させた合成画像データを得る撮像方法がある。例えば、フィールドエコー（FE: field echo）法によりT2スター(T2*: T2 star)強調画像データが合成画像データとして収集される。 In the field of MRI, a multi-echo method is known in which two or more NMR echo signals are collected at different echo times (TE). Furthermore, there is an imaging method that collects echo signals with a multi-echo sequence and obtains composite image data with improved SNR (signal to noise ratio) by adding image data generated from the collected multiple echo signals. . For example, T2 star (T2 *) emphasized image data is collected as composite image data by a field echo (FE) method.
しかしながら、撮像法の一つであるFE法により、T2*強調画像を収集する場合のように、長いTEに対応する画像データを収集すると磁化率に起因するアーチファクトが出現する。 However, artifacts due to magnetic susceptibility appear when image data corresponding to a long TE is collected by the FE method, which is one of the imaging methods, as in the case of collecting a T2 * weighted image.
本発明は、長いTEに対応する画像データを収集する際に生じるアーチファクトを低減することを目的とする。 An object of the present invention is to reduce artifacts that occur when collecting image data corresponding to a long TE.
本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、イメージング手段及び画像処理手段を備える。イメージング手段は、同一のイメージング領域から異なる複数のエコー時間で複数の磁気共鳴信号を収集することによって前記イメージング領域の複数の画像データを生成する。画像処理手段は、前記複数の画像データから前記イメージング領域の少なくとも一部の同一の位置における最大の画素値を抽出することによって最大画素値の画像データを生成するか又は最小の画素値を抽出することによって最小画素値の画像データを生成する。 A magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention includes an imaging unit and an image processing unit. The imaging means generates a plurality of image data of the imaging region by collecting a plurality of magnetic resonance signals from the same imaging region at a plurality of different echo times. The image processing unit generates image data having the maximum pixel value by extracting a maximum pixel value at the same position in at least a part of the imaging region from the plurality of image data, or extracts a minimum pixel value. As a result, image data having the minimum pixel value is generated.
本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置について添付図面を参照して説明する。 A magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.
図１は本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図である。 FIG. 1 is a configuration diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
磁気共鳴イメージング装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２１、この静磁場用磁石２１の内部に設けられたシムコイル２２、傾斜磁場コイル２３及びRFコイル２４を備えている。 The magnetic resonance imaging apparatus 20 includes a cylindrical static magnetic field magnet 21 that forms a static magnetic field, a shim coil 22, a gradient magnetic field coil 23, and an RF coil 24 provided inside the static magnetic field magnet 21.
また、磁気共鳴イメージング装置２０には、制御系２５が備えられる。制御系２５は、静磁場電源２６、傾斜磁場電源２７、シムコイル電源２８、送信器２９、受信器３０、シーケンスコントローラ３１及びコンピュータ３２を具備している。制御系２５の傾斜磁場電源２７は、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙ及びＺ軸傾斜磁場電源２７ｚで構成される。また、コンピュータ３２には、入力装置３３、表示装置３４、演算装置３５及び記憶装置３６が備えられる。 In addition, the magnetic resonance imaging apparatus 20 includes a control system 25. The control system 25 includes a static magnetic field power supply 26, a gradient magnetic field power supply 27, a shim coil power supply 28, a transmitter 29, a receiver 30, a sequence controller 31, and a computer 32. The gradient magnetic field power source 27 of the control system 25 includes an X-axis gradient magnetic field power source 27x, a Y-axis gradient magnetic field power source 27y, and a Z-axis gradient magnetic field power source 27z. In addition, the computer 32 includes an input device 33, a display device 34, an arithmetic device 35, and a storage device 36.
静磁場用磁石２１は静磁場電源２６と接続され、静磁場電源２６から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる機能を有する。尚、静磁場用磁石２１は超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源２６と接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。また、静磁場用磁石２１を永久磁石で構成し、静磁場電源２６が設けられない場合もある。 The static magnetic field magnet 21 is connected to a static magnetic field power supply 26 and has a function of forming a static magnetic field in the imaging region by a current supplied from the static magnetic field power supply 26. In many cases, the static magnetic field magnet 21 is composed of a superconducting coil, and is connected to the static magnetic field power supply 26 at the time of excitation and supplied with current. It is common. In some cases, the static magnetic field magnet 21 is composed of a permanent magnet and the static magnetic field power supply 26 is not provided.
また、静磁場用磁石２１の内側には、同軸上に筒状のシムコイル２２が設けられる。シムコイル２２はシムコイル電源２８と接続され、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて静磁場が均一化されるように構成される。 A cylindrical shim coil 22 is coaxially provided inside the static magnetic field magnet 21. The shim coil 22 is connected to the shim coil power supply 28, and is configured such that a current is supplied from the shim coil power supply 28 to the shim coil 22 to make the static magnetic field uniform.
傾斜磁場コイル２３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙ及びＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成され、静磁場用磁石２１の内部において筒状に形成される。傾斜磁場コイル２３の内側には寝台３７が設けられて撮像領域とされ、寝台３７には被検体Ｐがセットされる。RFコイル２４にはガントリに内蔵されたRF信号の送受信用の全身用コイル(WBC: whole body coil)や寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられるRF信号の受信用の局所コイルなどがある。 The gradient magnetic field coil 23 includes an X-axis gradient magnetic field coil 23 x, a Y-axis gradient magnetic field coil 23 y, and a Z-axis gradient magnetic field coil 23 z, and is formed in a cylindrical shape inside the static magnetic field magnet 21. A bed 37 is provided inside the gradient magnetic field coil 23 as an imaging region, and the subject P is set on the bed 37. The RF coil 24 includes a whole body coil (WBC) for transmitting and receiving an RF signal built in the gantry, a bed 37 and a local coil for receiving an RF signal provided near the subject P.
また、傾斜磁場コイル２３は、傾斜磁場電源２７と接続される。傾斜磁場コイル２３のＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙ及びＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚはそれぞれ、傾斜磁場電源２７のＸ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙ及びＺ軸傾斜磁場電源２７ｚと接続される。 The gradient magnetic field coil 23 is connected to a gradient magnetic field power supply 27. The X-axis gradient magnetic field coil 23x, the Y-axis gradient magnetic field coil 23y, and the Z-axis gradient magnetic field coil 23z of the gradient magnetic field coil 23 are respectively an X-axis gradient magnetic field power supply 27x, a Y-axis gradient magnetic field power supply 27y, and a Z-axis gradient magnetic field coil 27z. It is connected to the magnetic field power supply 27z.
そして、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙ及びＺ軸傾斜磁場電源２７ｚからそれぞれＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙ及びＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給された電流により、撮像領域にそれぞれＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを形成することができるように構成される。 The X-axis gradient magnetic field power source 27x, the Y-axis gradient magnetic field power source 27y, and the Z-axis gradient magnetic field power source 27z are supplied with currents supplied to the X-axis gradient magnetic field coil 23x, the Y-axis gradient magnetic field coil 23y, and the Z-axis gradient magnetic field coil 23z, respectively. In the imaging region, a gradient magnetic field Gx in the X-axis direction, a gradient magnetic field Gy in the Y-axis direction, and a gradient magnetic field Gz in the Z-axis direction can be formed, respectively.
RFコイル２４は、送信器２９及び受信器３０の少なくとも一方と接続される。送信用のRFコイル２４は、送信器２９からRF信号を受けて被検体Ｐに送信する機能を有し、受信用のRFコイル２４は、被検体Ｐ内部の原子核スピンのRF信号による励起に伴って発生したNMR信号を受信して受信器３０に与える機能を有する。 The RF coil 24 is connected to at least one of the transmitter 29 and the receiver 30. The transmission RF coil 24 has a function of receiving an RF signal from the transmitter 29 and transmitting it to the subject P, and the reception RF coil 24 is accompanied by excitation of the nuclear spin inside the subject P by the RF signal. It has a function of receiving the NMR signal generated in this way and giving it to the receiver 30.
一方、制御系２５のシーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０と接続される。シーケンスコントローラ３１は傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源２７に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する機能と、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０を駆動させることによりＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚ及びRF信号を発生させる機能を有する。 On the other hand, the sequence controller 31 of the control system 25 is connected to the gradient magnetic field power supply 27, the transmitter 29 and the receiver 30. The sequence controller 31 is control information necessary for driving the gradient magnetic field power supply 27, the transmitter 29, and the receiver 30, for example, operation control information such as the intensity, application time, and application timing of the pulse current to be applied to the gradient magnetic field power supply 27. And the gradient magnetic field power supply 27, the transmitter 29 and the receiver 30 are driven according to the stored predetermined sequence to drive the X-axis gradient magnetic field Gx, the Y-axis gradient magnetic field Gy, and the Z-axis gradient magnetic field. It has the function of generating Gz and RF signals.
また、シーケンスコントローラ３１は、受信器３０におけるNMR信号の検波及びA/D (analog to digital)変換により得られた複素データである生データ(raw data)を受けてコンピュータ３２に与えるように構成される。 The sequence controller 31 is configured to receive raw data, which is complex data obtained by detection of an NMR signal and A / D (analog to digital) conversion in the receiver 30, and supply the received raw data to the computer 32. The
このため、送信器２９には、シーケンスコントローラ３１から受けた制御情報に基づいてRF信号をRFコイル２４に与える機能が備えられる一方、受信器３０には、RFコイル２４から受けたNMR信号を検波して所要の信号処理を実行するとともにＡ／Ｄ変換することにより、デジタル化された複素データである生データを生成する機能と生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える機能とが備えられる。 For this reason, the transmitter 29 is provided with a function of applying an RF signal to the RF coil 24 based on the control information received from the sequence controller 31, while the receiver 30 detects the NMR signal received from the RF coil 24. Then, by executing required signal processing and A / D conversion, a function of generating raw data that is digitized complex data and a function of supplying the generated raw data to the sequence controller 31 are provided.
また、コンピュータ３２の記憶装置３６に保存されたプログラムを演算装置３５で実行することにより、コンピュータ３２には各種機能が備えられる。ただし、プログラムの少なくとも一部に代えて、各種機能を有する特定の回路を磁気共鳴イメージング装置２０に設けてもよい。
図２は、図１に示すコンピュータ３２の機能ブロック図である。
Further, the computer 32 is provided with various functions by executing the program stored in the storage device 36 of the computer 32 by the arithmetic unit 35. However, a specific circuit having various functions may be provided in the magnetic resonance imaging apparatus 20 instead of at least a part of the program.
FIG. 2 is a functional block diagram of the computer 32 shown in FIG.
コンピュータ３２の演算装置３５は、記憶装置３６に保存されたプログラムを実行することにより撮像条件設定部４０、シーケンスコントローラ制御部４１、画像再構成部４２及び画像処理部４３として機能する。画像処理部４３は重み付け処理部４３Ａ及び画像生成部４３Ｂを備えている。 The computing device 35 of the computer 32 functions as an imaging condition setting unit 40, a sequence controller control unit 41, an image reconstruction unit 42, and an image processing unit 43 by executing a program stored in the storage device 36. The image processing unit 43 includes a weighting processing unit 43A and an image generation unit 43B.
撮像条件設定部４０は、入力装置３３からの指示情報に基づいて、同一のスラブ又はスライス等のイメージング領域についてマルチエコーデータ収集を行う撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ制御部４１に与える機能を有する。尚、マルチエコーデータ収集は、異なるTEに対応する複数の画像データを生成するための複数のNMRエコー信号セットを１回のスキャンで収集するデータ収集法である。 The imaging condition setting unit 40 sets imaging conditions for collecting multi-echo data for imaging regions such as the same slab or slice based on instruction information from the input device 33, and the set imaging conditions are set to the sequence controller control unit 41. It has a function to give to. Multi-echo data collection is a data collection method in which a plurality of NMR echo signal sets for generating a plurality of image data corresponding to different TEs are collected in one scan.
シーケンスコントローラ制御部４１は、入力装置３３からの情報に基づいて、シーケンスコントローラ３１にパルスシーケンスを含む撮像条件を与えることにより駆動制御させる機能を有する。また、シーケンスコントローラ制御部４１は、シーケンスコントローラ３１から生データを受けて画像再構成部４２に形成されたｋ空間(k-space)に配置する機能を有する。 The sequence controller control unit 41 has a function of controlling driving by giving an imaging condition including a pulse sequence to the sequence controller 31 based on information from the input device 33. In addition, the sequence controller control unit 41 has a function of receiving raw data from the sequence controller 31 and arranging it in a k-space formed in the image reconstruction unit 42.
画像再構成部４２は、ｋ空間に配置されたｋ空間データに対してフーリエ変換(FT: Fourier transform)を含む画像再構成処理を施すことにより画像データを再構成する機能と、再構成して得られた画像データを画像処理部４３に与える機能を有する。 The image reconstruction unit 42 has a function of reconstructing image data by performing image reconstruction processing including Fourier transform (FT) on k-space data arranged in k-space, and reconstructing the image data The obtained image data is provided to the image processing unit 43.
画像処理部４３は、同一のイメージング領域について生成された複数の画像データに対して合成処理を含む画像処理を施すことによって合成画像データを診断画像データとして生成する機能と、生成した診断画像データを表示装置３４に表示させる機能を有する。 The image processing unit 43 performs a function of generating composite image data as diagnostic image data by performing image processing including composite processing on a plurality of image data generated for the same imaging region, and the generated diagnostic image data The display device 34 has a function of displaying.
重み付け処理部４３Ａは、同一のイメージング領域に対応する単一又は複数の画像データに対して重み付け処理を行う機能を有する。重み付けは、１フレーム分の画像データの全部又は一部に対して行うことができる。また、重み付け処理部４３Ａには、重み付け処理のための重み係数を決定する機能が備えられる。重み係数は、画像データの画素値やTE等の撮像条件に基づいて決定することができる。この重み付け処理は省略することができる。 The weighting processing unit 43A has a function of performing weighting processing on single or plural image data corresponding to the same imaging region. Weighting can be performed on all or part of the image data for one frame. The weighting processing unit 43A has a function of determining a weighting coefficient for weighting processing. The weighting factor can be determined based on the imaging value such as the pixel value of image data and TE. This weighting process can be omitted.
画像生成部４３Ｂは、同一のイメージング領域に対応する重み付け処理後の複数の画像データから、イメージング領域内の少なくとも一部の同一の位置において最大となる画素値を抽出した最大画素値画像データ又は最小となる画素値を抽出した最小画素値画像データを生成する機能を有する。通常は、最大となる画素値を抽出した最大画素値画像データを生成すればよいが、例えば、反転画像を用いる場合などには、最小となる画素値を抽出した最小画素値画像データを生成することが好ましい。尚、重み付け処理を省略する場合には、画像生成部４３Ｂは、重み付けされていない複数の画像データから最大又は最小となる画素値を抽出するように構成される。以下、重み付け処理を行う場合について説明する。 The image generation unit 43B obtains the maximum pixel value image data or the minimum pixel value obtained by extracting the maximum pixel value at least at the same position in the imaging region from a plurality of weighted image data corresponding to the same imaging region. It has a function of generating minimum pixel value image data obtained by extracting pixel values to be Normally, the maximum pixel value image data obtained by extracting the maximum pixel value may be generated. However, for example, when using an inverted image, the minimum pixel value image data obtained by extracting the minimum pixel value is generated. It is preferable. When the weighting process is omitted, the image generation unit 43B is configured to extract the maximum or minimum pixel value from a plurality of unweighted image data. Hereinafter, a case where weighting processing is performed will be described.
次に磁気共鳴イメージング装置２０の動作及び作用について説明する。 Next, the operation and action of the magnetic resonance imaging apparatus 20 will be described.
図３は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０によりマルチエコー収集を行って被検体Ｐの断層画像を撮像する際の流れを表すフローチャートを示す図である。 FIG. 3 is a flowchart illustrating a flow when a multi-echo acquisition is performed by the magnetic resonance imaging apparatus 20 illustrated in FIG. 1 to capture a tomographic image of the subject P.
まずステップＳ１において、撮像条件設定部４０は、マルチエコーデータ収集を行う撮像条件を設定する。マルチエコーデータ収集を行うパルスシーケンスとしては、FEシーケンスが挙げられる。 First, in step S1, the imaging condition setting unit 40 sets imaging conditions for collecting multi-echo data. An example of a pulse sequence for collecting multi-echo data is an FE sequence.
図４は、マルチエコーデータ収集用のFEシーケンスの一例を表すチャートを示す図である。 FIG. 4 is a diagram illustrating a chart representing an example of the FE sequence for collecting multi-echo data.
図４においてRFはRFパルスを、Gss、Gpe、Groはそれぞれスライス選択(slice selection)用傾斜磁場パルス、位相エンコード(PE: phase encode) 用傾斜磁場パルス、リードアウト(RO: readout)用傾斜磁場パルスを、ECHOはNMRエコー信号を示す。 In FIG. 4, RF is an RF pulse, Gss, Gpe, and Gro are a gradient magnetic field pulse for slice selection, a gradient magnetic field pulse for phase encoding (PE), and a gradient magnetic field for readout (RO), respectively. Pulse, ECHO indicates NMR echo signal.
図４に示すように、RFパルスの印加後に異なるTEにて共通のスライスから複数のエコー信号が収集されるようにFEシーケンスのスライス選択用傾斜磁場パルスGss、PE用傾斜磁場パルスGpe及びRO用傾斜磁場パルスGroが設定される。図４は、４つのTE (TE1, TE2, TE3, TE4)で共通のスライスから４つのエコー信号を収集するFEシーケンスの例を示している。 As shown in FIG. 4, the FE sequence slice selection gradient magnetic field pulse Gss, PE gradient magnetic field pulse Gpe, and RO are used so that a plurality of echo signals are collected from a common slice at different TEs after application of the RF pulse. A gradient magnetic field pulse Gro is set. FIG. 4 shows an example of an FE sequence that collects four echo signals from a common slice in four TEs (TE1, TE2, TE3, TE4).
次にステップＳ２において、シーケンスコントローラ３１や静磁場用磁石２１等のスキャンを実行するための磁気共鳴イメージング装置２０の構成要素は、設定されたFEシーケンスを含む撮像条件に従ってマルチエコーデータ収集を伴うイメージングスキャンを行う。 Next, in step S2, the constituent elements of the magnetic resonance imaging apparatus 20 for executing a scan of the sequence controller 31 and the static magnetic field magnet 21 perform imaging with multi-echo data collection according to the imaging conditions including the set FE sequence. Perform a scan.
そのために予め寝台３７に被検体Ｐがセットされ、静磁場電源２６により励磁された静磁場用磁石２１(超伝導磁石)の撮像領域に静磁場が形成される。また、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて撮像領域に形成された静磁場が均一化される。 For this purpose, the subject P is set on the bed 37 in advance, and a static magnetic field is formed in the imaging region of the static magnetic field magnet 21 (superconducting magnet) excited by the static magnetic field power supply 26. Further, a current is supplied from the shim coil power supply 28 to the shim coil 22, and the static magnetic field formed in the imaging region is made uniform.
そして、入力装置３３からシーケンスコントローラ制御部４１にスキャン開始指示が与えられると、シーケンスコントローラ制御部４１は撮像条件設定部４０から取得したマルチエコーFEシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、シーケンスコントローラ制御部４１から受けたマルチエコーFEシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０を駆動させることにより被検体Ｐがセットされた撮像領域に傾斜磁場を形成させるとともに、RFコイル２４からRF信号を発生させる。 When the scan start instruction is given from the input device 33 to the sequence controller control unit 41, the sequence controller control unit 41 gives the imaging condition including the multi-echo FE sequence acquired from the imaging condition setting unit 40 to the sequence controller 31. The sequence controller 31 drives the gradient magnetic field power source 27, the transmitter 29, and the receiver 30 according to the multi-echo FE sequence received from the sequence controller control unit 41, thereby forming a gradient magnetic field in the imaging region where the subject P is set. At the same time, an RF signal is generated from the RF coil 24.
このため、被検体Ｐの内部における核磁気共鳴により生じたNMR信号が、RFコイル２４により受信されて受信器３０に与えられる。受信器３０は、RFコイル２４からNMR信号を受けて、所要の信号処理を実行した後、A/D変換することにより生データを生成する。受信器３０は、生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、生データをシーケンスコントローラ制御部４１に与え、シーケンスコントローラ制御部４１は画像再構成部４２に形成されたｋ空間に生データをｋ空間データとして配置する。 Therefore, an NMR signal generated by nuclear magnetic resonance inside the subject P is received by the RF coil 24 and given to the receiver 30. The receiver 30 receives the NMR signal from the RF coil 24, performs necessary signal processing, and generates A / D conversion to generate raw data. The receiver 30 gives the generated raw data to the sequence controller 31. The sequence controller 31 provides the raw data to the sequence controller control unit 41, and the sequence controller control unit 41 arranges the raw data as k-space data in the k-space formed in the image reconstruction unit 42.
次に、ステップＳ３において画像再構成部４２は、ｋ空間データに対する画像再構成処理によって複数のTEに対応する画像データを生成する。生成した画像データは画像処理部４３に与えられる。 Next, in step S3, the image reconstruction unit 42 generates image data corresponding to a plurality of TEs by image reconstruction processing on k-space data. The generated image data is given to the image processing unit 43.
図５は、２つのTEでエコー信号を収集するFEシーケンスにより得られた短いTEに対応する頚部横断像を示す図である。図６は、２つのTEでエコー信号を収集するFEシーケンスにより得られた長いTEに対応する頚部横断像を示す図である。 FIG. 5 is a diagram showing a transcervical image corresponding to a short TE obtained by an FE sequence in which echo signals are collected by two TEs. FIG. 6 is a diagram showing a cervical cross-sectional image corresponding to a long TE obtained by an FE sequence in which echo signals are collected by two TEs.
図５及び図６に示すように脊柱管の脳脊髄液(CSF: cerebrospinal fluid)のコントラストは短いTEに対応する頚部横断像よりも長いTEに対応する頚部横断像の方が良好である。これは、FE法によりT2*強調画像を収集すると、関心領域(ROI: region of interest)であるCSFにおけるT2*値の違いが鋭敏にコントラストに反映されるためである。 As shown in FIGS. 5 and 6, the contrast of the cerebrospinal fluid (CSF) of the spinal canal is better in the transverse cervical image corresponding to the longer TE than in the transverse cervical image corresponding to the short TE. This is because when a T2 * weighted image is collected by the FE method, a difference in T2 * value in the CSF that is a region of interest (ROI) is reflected sharply in the contrast.
しかし、短いTEに対応する頚部横断像は、長いTEに対応する頚部横断像に比べてSNRが良好になる。これは、長いTEに対応する頚部横断像では、TEが比較的長いため、全体的にSNRが低下するのに加え、磁場の不均一性の影響を受けやすい部分は更にSNRが低下するためである。 However, a transcervical image corresponding to a short TE has a better SNR than a transcervical image corresponding to a long TE. This is because, in the transverse image of the neck corresponding to a long TE, the TE is relatively long, so that the SNR is lowered overall, and in addition, the SNR is further lowered in the part that is susceptible to the magnetic field inhomogeneity. is there.
従って、CSF近傍の部位では長いTEに対応する頚部横断像の画素を採用する一方、他の部位では短いTEに対応する頚部横断像の画素を採用する合成画像データを生成すれば、より良好な画質の診断画像を得ることができる。ただし、TEごとの画像データ間において代表画素値が変化しているため、重み付けを行うことが望ましい場合がある。 Therefore, it is better to generate composite image data that adopts a cross-cervical image pixel corresponding to a long TE in a region near the CSF, while adopting a cross-cervical image pixel corresponding to a short TE in another region. A diagnostic image with high image quality can be obtained. However, since the representative pixel value changes between image data for each TE, it may be desirable to perform weighting.
そこで、ステップＳ４において、重み付け処理部４３Ａは、TEごとの画像データに重み付け処理を行う。画像データに乗じられる重み係数は、画素値やTE等の撮像条件に基づいて決定することができる。また、重み付けは、画像データの特定の領域内の画素のみに対して行うこともできる。 Therefore, in step S4, the weighting processing unit 43A performs weighting processing on the image data for each TE. The weighting factor multiplied by the image data can be determined based on the imaging conditions such as the pixel value and TE. In addition, weighting can be performed only on pixels in a specific area of the image data.
例えば、あるTEに対応する重み付け後の画像データの画素値の上位所定%が別のTEに対応する画像データの画素値を上回るように重み係数を決定することができる。或いは、各TEに対応する複数の画像データのそれぞれの画素値の平均値等の代表値が同じ又は所望の比となるように重み係数を決定してもよい。さらに別の方法としては、各TEに対応する複数の画像データの正規化を行ってもよい。この場合には、最大画素値の逆数などが重み係数となる。このように画素値に基づいて重み係数を決定することができる。 For example, the weighting factor can be determined so that the upper predetermined% of the pixel values of the weighted image data corresponding to a certain TE exceeds the pixel value of the image data corresponding to another TE. Alternatively, the weighting factor may be determined so that the representative values such as the average value of the pixel values of the plurality of image data corresponding to each TE have the same or desired ratio. As yet another method, normalization of a plurality of image data corresponding to each TE may be performed. In this case, the reciprocal of the maximum pixel value is the weighting factor. In this way, the weighting factor can be determined based on the pixel value.
一方、各TEに対応するエコー信号の信号強度S(TE)は、励起直後の信号強度の初期値N及びT2*を用いて式(1)の減衰式で表される。T2*はFE法において物質に応じた信号の減衰に外部磁場不均一性による信号の減衰を加えた見かけ上のT2である。
S(TE)=Nexp(-TE/T2*) (1)
On the other hand, the signal intensity S (TE) of the echo signal corresponding to each TE is expressed by the attenuation expression of Expression (1) using the initial value N and T2 * of the signal intensity immediately after excitation. T2 * is the apparent T2 obtained by adding the signal attenuation due to the external magnetic field inhomogeneity to the signal attenuation according to the substance in the FE method.
S (TE) = Nexp (-TE / T2 *) (1)
式(1)においてN及びT2*は組織によって異なる値となる。従って、TEに対応する組織ごとの画素値を見積もることができる。そこで、式(1)に示すように指数関数的に減衰する信号強度が補償されるようにTE等の撮影パラメータから数学的に重み係数を決定することもできる。 In formula (1), N and T2 * are different values depending on the tissue. Therefore, the pixel value for each tissue corresponding to TE can be estimated. Therefore, the weighting coefficient can also be determined mathematically from the imaging parameters such as TE so that the signal intensity attenuated exponentially as shown in the equation (1) can be compensated.
図７は、TEに応じた組織ごとの信号強度をシミュレーションした例を示す図である。 FIG. 7 is a diagram illustrating an example in which the signal intensity for each tissue according to TE is simulated.
図７において横軸は時間(TE)を示し、縦軸は相対信号強度を示す。また、図７において点線はN=7500, T2*=70である組織Aの信号強度の変化を、一点鎖線はN=7000, T2*=60である組織Bの信号強度の変化を、実線はN=2000, T2*=200である組織Cの信号強度の時間変化を、それぞれを示す。 In FIG. 7, the horizontal axis represents time (TE), and the vertical axis represents relative signal intensity. In FIG. 7, the dotted line shows the change in signal intensity of tissue A with N = 7500 and T2 * = 70, the alternate long and short dash line shows the change in signal intensity of tissue B with N = 7000 and T2 * = 60, and the solid line shows The changes over time in the signal intensity of the tissue C where N = 2000 and T2 * = 200 are shown respectively.
図７に示すように、例えばTE=100では組織Aの相対信号強度は1800程度であるのに対してTE=200では組織Cの相対信号強度が735程度である。そこで、組織A及び組織Cの双方が適切な輝度値で描出されるように両者の信号強度の比をTE=200に対応する画像データの重み係数とすることができる。これにより、TE=100に対応する画像データにおいて高信号部分となる組織A及び組織Bの部分と、TE=200に対応する画像データにおいて高信号部分となる組織Cの部分を、同等な画素値として合成画像データを生成することが可能となる。 As shown in FIG. 7, for example, the relative signal strength of the tissue A is about 1800 when TE = 100, whereas the relative signal strength of the tissue C is about 735 when TE = 200. Therefore, the ratio of the signal intensities of both the tissue A and the tissue C can be used as a weighting coefficient of image data corresponding to TE = 200 so that both the tissue A and the tissue C are drawn with appropriate luminance values. Thus, the tissue A and tissue B portions that are high signal portions in the image data corresponding to TE = 100 and the portion of the tissue C that is high signal portions in the image data corresponding to TE = 200 are equivalent pixel values. As a result, it is possible to generate composite image data.
また、経験的に適切な重み係数を求め、求めた重み係数を用いてもよい。また、重み係数は入力装置３３の操作によってマニュアル調整できるようにしてもよい。例えば、重み係数を調整するためのスクロールバーを表示させることもできる。 Alternatively, an appropriate weighting factor may be obtained empirically and the obtained weighting factor may be used. The weighting factor may be manually adjusted by operating the input device 33. For example, a scroll bar for adjusting the weighting factor can be displayed.
同様に、経験的に撮像部位に応じた適切なROIを自動的又は手動で設定しておき、ROI内の画素のみを重み付けしてもよい。例えば少なくとも脊髄周辺を含む領域を予め経験的にROIとして設定し、脊髄周辺を含む領域のみを重み付けすることができる。 Similarly, an appropriate ROI corresponding to the imaging region may be set automatically or manually based on experience, and only the pixels within the ROI may be weighted. For example, an area including at least the periphery of the spinal cord is empirically set in advance as an ROI, and only the area including the periphery of the spinal cord can be weighted.
次に、ステップＳ５において画像生成部４３Ｂは、重み付け処理後の複数の画像データのスライス上の同一の位置において最大又は最小となる画素値を画素とする合成画像データを生成する。これにより、最大画素値画像データ又は最小画素値画像データが合成画像データとして得られる。 Next, in step S <b> 5, the image generation unit 43 </ b> B generates composite image data in which the pixel value that is maximum or minimum at the same position on the slice of the plurality of image data after weighting processing is the pixel. Thereby, maximum pixel value image data or minimum pixel value image data is obtained as composite image data.
次に、ステップＳ６において、画像処理部４３は、合成画像データを表示装置３４に出力させる。これにより、表示装置３４は、合成画像を診断画像として表示させる。尚、画像処理部４３が出力前の合成画像データに対して所望の画像処理を施すようにしてもよい。 Next, in step S6, the image processing unit 43 causes the display device 34 to output the composite image data. Thereby, the display device 34 displays the composite image as a diagnostic image. Note that the image processing unit 43 may perform desired image processing on the composite image data before output.
図８は、図５及び図６に示す画像から生成した最大画素値画像を示す図である。図９は、図５及び図６に示す画像を従来の方法で加算して得られた加算画像を示す図である。 FIG. 8 is a diagram illustrating a maximum pixel value image generated from the images illustrated in FIGS. 5 and 6. FIG. 9 is a diagram showing an added image obtained by adding the images shown in FIGS. 5 and 6 by a conventional method.
図８に示す最大画素値画像は、図６の長いTEに対応する頚部横断像に経験的に決定した重み係数1.5を単純に乗算して得られる画像と図５の短いTEに対応する頚部横断像とに基づいて生成した最大画素値画像である。 The maximum pixel value image shown in FIG. 8 is obtained by simply multiplying the cervical cross-sectional image corresponding to the long TE in FIG. 6 by the weight coefficient 1.5 determined empirically, and the cervical crossing corresponding to the short TE in FIG. It is the maximum pixel value image generated based on the image.
図８の最大画素値画像を図９の従来の加算画像と比較すると、最大画素値画像では筋肉や甲状腺等の脊髄周辺においてSNRが改善されていることが確認できる。また、脊柱管後方の脊髄の後ろの部分におけるCSFのコントラストも最大画素値画像の方が加算画像よりも良いことが確認できる。 When the maximum pixel value image of FIG. 8 is compared with the conventional addition image of FIG. 9, it can be confirmed that the SNR is improved around the spinal cord such as muscle and thyroid gland in the maximum pixel value image. Further, it can be confirmed that the maximum pixel value image is better than the addition image in the CSF contrast in the back part of the spinal cord behind the spinal canal.
特にTEが長いFEシーケンスにより収集された画像データでは、磁化率に起因して発生するアーチファクトは低信号となる。このため、FE法によるイメージングでは、最大画素値画像の生成によってアーチファクトの低減効果が顕著となる。 In particular, in the image data collected by the FE sequence having a long TE, the artifact generated due to the magnetic susceptibility is a low signal. For this reason, in the imaging by the FE method, the effect of reducing the artifact becomes remarkable by generating the maximum pixel value image.
つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、マルチエコー収集により収集された複数の画像データに対して重み付けを行った上で各位置における最大画素値又は最小画素値を画素とする合成画像データを生成することにより、コントラストが良好な診断画像を生成できるようにしたものである。 That is, the magnetic resonance imaging apparatus 20 as described above weights a plurality of pieces of image data collected by multi-echo collection, and then generates composite image data having the maximum pixel value or the minimum pixel value at each position as pixels. By generating, a diagnostic image with good contrast can be generated.
このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、アーチファクトが低減され、コントラストに特徴のある部位における画質を改善した合成画像を取得することができる。 For this reason, according to the magnetic resonance imaging apparatus 20, artifacts are reduced, and a composite image with improved image quality at a site characterized by contrast can be acquired.
２０ 磁気共鳴イメージング装置
２１ 静磁場用磁石
２２ シムコイル
２３ 傾斜磁場コイル
２４ RFコイル
２５ 制御系
２６ 静磁場電源
２７ 傾斜磁場電源
２８ シムコイル電源
３２ コンピュータ
３７ 寝台
Ｐ 被検体
DESCRIPTION OF SYMBOLS 20 Magnetic resonance imaging apparatus 21 Magnet for static magnetic field 22 Shim coil 23 Gradient magnetic field coil 24 RF coil 25 Control system 26 Static magnetic field power supply 27 Gradient magnetic field power supply 28 Shim coil power supply 32 Computer 37 Bed P Subject
Claims (5)
前記複数の画像データから前記イメージング領域の少なくとも一部の同一の位置における最大の画素値を抽出することによって最大画素値の画像データを生成するか又は最小の画素値を抽出することによって最小画素値の画像データを生成する画像処理手段と、
を備える磁気共鳴イメージング装置。 Imaging means for generating a plurality of image data of the imaging region by collecting a plurality of magnetic resonance signals at different echo times from the same imaging region;
Generating the maximum pixel value by extracting the maximum pixel value at the same position of at least a part of the imaging region from the plurality of image data, or extracting the minimum pixel value to extract the minimum pixel value Image processing means for generating the image data;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:
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Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6465439A (en) * | 1987-09-07 | 1989-03-10 | Hitachi Medical Corp | Magnetic resonance imaging device |
| JPH0584230A (en) * | 1991-09-25 | 1993-04-06 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging device |
| WO2005046478A1 (en) * | 2003-11-12 | 2005-05-26 | Hitachi Medical Corporation | Image processing method, image processing device, medical image diagnosis support system, and time-axis direction filtering method |
| JP2008284225A (en) * | 2007-05-18 | 2008-11-27 | Toshiba Corp | Magnetic-resonance image diagnostic apparatus |
-
2010
- 2010-04-27 JP JP2010101705A patent/JP5591582B2/en active Active
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6465439A (en) * | 1987-09-07 | 1989-03-10 | Hitachi Medical Corp | Magnetic resonance imaging device |
| JPH0584230A (en) * | 1991-09-25 | 1993-04-06 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging device |
| WO2005046478A1 (en) * | 2003-11-12 | 2005-05-26 | Hitachi Medical Corporation | Image processing method, image processing device, medical image diagnosis support system, and time-axis direction filtering method |
| JP2008284225A (en) * | 2007-05-18 | 2008-11-27 | Toshiba Corp | Magnetic-resonance image diagnostic apparatus |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2014184146A (en) * | 2013-03-25 | 2014-10-02 | Siemens Aktiengesellschaft | Determination method for multiple magnetic resonance images and magnetic resonance system |
| US10459053B2 (en) | 2016-12-26 | 2019-10-29 | Canon Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
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