JP6087543B2 - Magnetic resonance imaging system - Google Patents
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Description
本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。 Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging apparatus.
磁気共鳴イメージングは、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磁気共鳴信号から画像を再構成する撮像法である。 In magnetic resonance imaging, the nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field is magnetically excited with an RF (Radio Frequency) signal of Larmor frequency, and an image is reconstructed from the magnetic resonance signal generated by this excitation. This is an imaging method.
この磁気共鳴イメージングの分野における動き補正（Motion Correction）法として、ＰＲＯＰＥＬＬＥＲ（Periodically Rotated Overlapping Parallel Lines with Enhanced Reconstruction）と称される撮像法がある。この撮像法では、短冊状の矩形領域を回転させることで、ｋ空間データを非直交（Non Cartesian）状に充填する。 As a motion correction method in the field of magnetic resonance imaging, there is an imaging method called PROPELLER (Periodically Rotated Overlapping Parallel Lines with Enhanced Reconstruction). In this imaging method, k-space data is filled in a non-orthogonal shape by rotating a rectangular rectangular area.
本発明が解決しようとする課題は、動き補正の精度を向上させることができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。 The problem to be solved by the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of improving the accuracy of motion correction.
実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、検出部と、補正部とを備える。前記検出部は、矩形領域を回転させることで非直交状に充填された複数チャネル分のｋ空間データを、前記矩形領域毎にチャネル間で重み付け加算し、重み付け加算後の矩形領域毎のデータに基づいて、撮像中における撮像部位の動き量を検出する。前記補正部は、前記動き量を用いて各チャネルのｋ空間データを補正する。 The magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment includes a detection unit and a correction unit. The detection unit weight-adds the k-space data for a plurality of channels filled in a non-orthogonal manner by rotating the rectangular area between the channels for each rectangular area, and the data for each rectangular area after the weighted addition is obtained. Based on this, the amount of movement of the imaging region during imaging is detected. The correction unit corrects k-space data of each channel using the motion amount.
以下、図面を参照しながら、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（以下、適宜「ＭＲＩ装置」）を説明する。 Hereinafter, a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter referred to as “MRI apparatus” as appropriate) according to an embodiment will be described with reference to the drawings.
図１は、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成を示す図である。なお、被検体ＰはＭＲＩ装置１００に含まれない。静磁場磁石１は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に一様な静磁場を発生する。静磁場磁石１は、例えば、永久磁石、超伝導磁石等である。傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形状に形成され、内部の空間に傾斜磁場を発生する。具体的には、傾斜磁場コイル２は、静磁場磁石１の内側に配置され、傾斜磁場アンプ３から電力の供給を受けて、傾斜磁場を発生する。傾斜磁場アンプ３は、シーケンス制御部１０から送信される制御信号に従って、傾斜磁場コイル２に電力を供給する。 FIG. 1 is a diagram showing a configuration of an MRI apparatus 100 according to the present embodiment. The subject P is not included in the MRI apparatus 100. The static magnetic field magnet 1 is formed in a hollow cylindrical shape and generates a uniform static magnetic field in an internal space. The static magnetic field magnet 1 is, for example, a permanent magnet or a superconducting magnet. The gradient coil 2 is formed in a hollow cylindrical shape and generates a gradient magnetic field in the internal space. Specifically, the gradient magnetic field coil 2 is disposed inside the static magnetic field magnet 1 and receives a power supply from the gradient magnetic field amplifier 3 to generate a gradient magnetic field. The gradient magnetic field amplifier 3 supplies electric power to the gradient magnetic field coil 2 in accordance with a control signal transmitted from the sequence control unit 10.
寝台４は、被検体Ｐが載置される天板４ａを備え、天板４ａを、被検体Ｐが載置された状態で、撮像口である傾斜磁場コイル２の空洞内へ挿入する。通常、寝台４は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御部５は、寝台４を駆動して、天板４ａを長手方向及び上下方向へ移動する。 The bed 4 includes a top plate 4a on which the subject P is placed, and the top plate 4a is inserted into the cavity of the gradient magnetic field coil 2 serving as an imaging port in a state where the subject P is placed. Usually, the bed 4 is installed such that the longitudinal direction is parallel to the central axis of the static magnetic field magnet 1. The couch controller 5 drives the couch 4 to move the couchtop 4a in the longitudinal direction and the vertical direction.
送信コイル６は、高周波磁場を発生する。具体的には、送信コイル６は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、送信部７からＲＦパルスの供給を受けて高周波磁場を発生する。送信部７は、シーケンス制御部１０から送信される制御信号に従って、ラーモア周波数に対応するＲＦパルスを送信コイル６に送信する。 The transmission coil 6 generates a high frequency magnetic field. Specifically, the transmission coil 6 is arranged inside the gradient magnetic field coil 2 and receives a supply of RF pulses from the transmission unit 7 to generate a high-frequency magnetic field. The transmission unit 7 transmits an RF pulse corresponding to the Larmor frequency to the transmission coil 6 in accordance with the control signal transmitted from the sequence control unit 10.
受信コイル８は、磁気共鳴信号（以下、適宜「ＭＲ（Magnetic Resonance）信号」）を受信する。具体的には、受信コイル８は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、高周波磁場の影響によって被検体Ｐから放射されるＭＲ信号を受信する。また、受信コイル８は、受信したＭＲ信号を受信部９に出力する。なお、本実施形態においては、受信コイル８を用いて説明するが、送信コイルの機能と受信コイルの機能とを兼ね備えた送受信コイルを用いてもよい。 The receiving coil 8 receives a magnetic resonance signal (hereinafter referred to as “MR (Magnetic Resonance) signal” as appropriate). Specifically, the receiving coil 8 is disposed inside the gradient coil 2 and receives an MR signal radiated from the subject P due to the influence of the high-frequency magnetic field. The receiving coil 8 outputs the received MR signal to the receiving unit 9. In this embodiment, the receiving coil 8 is used for explanation, but a transmitting / receiving coil having both the function of the transmitting coil and the function of the receiving coil may be used.
受信部９は、シーケンス制御部１０から送られる制御信号に従って、受信コイル８から出力されたＭＲ信号に基づきＭＲ信号データを生成する。具体的には、受信部９は、受信コイル８から出力されたＭＲ信号をデジタル変換することによってＭＲ信号データを生成し、生成したＭＲ信号データを、シーケンス制御部１０を介して計算機システム２０に送信する。なお、受信部９は、静磁場磁石１や傾斜磁場コイル２等を備える架台装置側に備えられていてもよい。 The receiving unit 9 generates MR signal data based on the MR signal output from the receiving coil 8 in accordance with the control signal sent from the sequence control unit 10. Specifically, the receiving unit 9 generates MR signal data by digitally converting the MR signal output from the receiving coil 8, and sends the generated MR signal data to the computer system 20 via the sequence control unit 10. Send. The receiving unit 9 may be provided on the gantry device side including the static magnetic field magnet 1, the gradient magnetic field coil 2, and the like.
シーケンス制御部１０は、傾斜磁場アンプ３、送信部７、及び受信部９を制御する。具体的には、シーケンス制御部１０は、計算機システム２０から送信されたパルスシーケンス実行データに基づく制御信号を、傾斜磁場アンプ３、送信部７、及び受信部９に送信する。 The sequence control unit 10 controls the gradient magnetic field amplifier 3, the transmission unit 7, and the reception unit 9. Specifically, the sequence control unit 10 transmits a control signal based on the pulse sequence execution data transmitted from the computer system 20 to the gradient magnetic field amplifier 3, the transmission unit 7, and the reception unit 9.
計算機システム２０は、インタフェース部２１と、画像再構成部２２と、記憶部２３と、入力部２４と、表示部２５と、制御部２６とを備える。インタフェース部２１は、シーケンス制御部１０に接続され、シーケンス制御部１０と計算機システム２０との間で送受信されるデータの入出力を制御する。画像再構成部２２は、シーケンス制御部１０から送信されたＭＲ信号データから画像データを再構成し、再構成した画像データを記憶部２３に格納する。 The computer system 20 includes an interface unit 21, an image reconstruction unit 22, a storage unit 23, an input unit 24, a display unit 25, and a control unit 26. The interface unit 21 is connected to the sequence control unit 10 and controls input / output of data transmitted / received between the sequence control unit 10 and the computer system 20. The image reconstruction unit 22 reconstructs image data from the MR signal data transmitted from the sequence control unit 10 and stores the reconstructed image data in the storage unit 23.
記憶部２３は、撮像条件に含まれるパラメータに設定されたパラメータ値、画像再構成部２２によって格納された画像データや、ＭＲＩ装置１００において用いられるその他のデータを記憶する。例えば、記憶部２３は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ（flash memory）等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等である。 The storage unit 23 stores parameter values set as parameters included in the imaging conditions, image data stored by the image reconstruction unit 22, and other data used in the MRI apparatus 100. For example, the storage unit 23 is a semiconductor memory element such as a RAM (Random Access Memory) or a flash memory, a hard disk, an optical disk, or the like.
入力部２４は、撮像条件を編集するための各種指示や撮像指示等を操作者から受け付ける。例えば、入力部２４は、撮像条件に含まれるパラメータに対するパラメータ値の設定指示等を受け付ける。例えば、入力部２４は、マウス、キーボード等である。表示部２５は、撮像条件の編集画面や画像等を表示する。 The input unit 24 receives various instructions for editing imaging conditions, imaging instructions, and the like from the operator. For example, the input unit 24 receives a parameter value setting instruction or the like for a parameter included in the imaging condition. For example, the input unit 24 is a mouse, a keyboard, or the like. The display unit 25 displays an imaging condition editing screen, an image, and the like.
制御部２６は、上述した各部を制御することによってＭＲＩ装置１００を総括的に制御する。例えば、制御部２６は、撮像条件の編集を操作者から受け付けると、受け付けた撮像条件に基づいてパルスシーケンス実行データを生成し、生成したパルスシーケンス実行データをシーケンス制御部１０に送信する。例えば、制御部２６は、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等の集積回路、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＭＰＵ（Micro Processing Unit）等の電子回路である。なお、本実施形態に係る制御部２６は、図１に示すように、収集部２６ａと、動き量検出部２６ｂと、動き量補正部２６ｃとを備える。これらの各部については後に詳述する。 The control unit 26 comprehensively controls the MRI apparatus 100 by controlling each unit described above. For example, when the editing of the imaging condition is received from the operator, the control unit 26 generates pulse sequence execution data based on the received imaging condition, and transmits the generated pulse sequence execution data to the sequence control unit 10. For example, the control unit 26 is an integrated circuit such as an application specific integrated circuit (ASIC) or a field programmable gate array (FPGA), or an electronic circuit such as a central processing unit (CPU) or a micro processing unit (MPU). As shown in FIG. 1, the control unit 26 according to the present embodiment includes a collection unit 26a, a motion amount detection unit 26b, and a motion amount correction unit 26c. Each of these parts will be described in detail later.
図２は、本実施形態に係る受信コイル８の一例を示す図である。図２の（Ａ）は、受信コイル８に内蔵された８個のコイルエレメントＥ１〜Ｅ８の配置を示す側面図であり、（Ｂ）は、正面図である。（Ａ）及び（Ｂ）に示すように、８個のコイルエレメントＥ１〜Ｅ８は、被検体Ｐの頭部表面に沿って頭部を一周するように配置されている。また、８個のコイルエレメントＥ１〜Ｅ８のうち、５個のコイルエレメントＥ１〜Ｅ５が上部に配置され、３個のコイルエレメントＥ６〜Ｅ８が下部に配置されている。 FIG. 2 is a diagram illustrating an example of the receiving coil 8 according to the present embodiment. 2A is a side view showing the arrangement of the eight coil elements E1 to E8 built in the receiving coil 8, and FIG. 2B is a front view. As shown to (A) and (B), the eight coil elements E1-E8 are arrange | positioned so that a head may be made to wrap around along the head surface of the subject P. FIG. Of the eight coil elements E1 to E8, five coil elements E1 to E5 are arranged at the upper part, and three coil elements E6 to E8 are arranged at the lower part.
さて、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、受信コイル８を用いて、被検体Ｐの頭部をＰＲＯＰＥＬＬＥＲ等と称される撮像法により撮像する。 Now, the MRI apparatus 100 according to the present embodiment uses the receiving coil 8 to image the head of the subject P by an imaging method called PROPELLER or the like.
図３は、本実施形態における撮像法を説明するための図である。本実施形態において、ＭＲＩ装置１００は、ｋ空間におけるデータ点を非直交状に収集し、ｋ空間に充填する。具体的には、ＭＲＩ装置１００は、短冊状の矩形領域（以下、適宜「ブレード（blade）」）の回転角度を変えた収集を繰り返すことで、ｋ空間におけるデータ点を充填する。原理的には、ＭＲＩ装置１００は、傾斜磁場パルスの強度比（例えば、３軸ある傾斜磁場のうちの直交する２軸の強度比）を撮像中に逐次変更することで、ブレードの回転角度を変えた収集を繰り返す。図３の（Ａ）においては、２次元のｋ空間を図示しており、白丸は、直交（Cartesian）状のデータを示し、黒丸は、本実施形態における撮像法で非直交状に充填されるブレード内のデータを示す。また、（Ｂ）に示すように、ＭＲＩ装置１００は、ブレードの回転角度を０°から約１８０°まで変えながら収集を繰り返す。なお、（Ｂ）においては、ブレード数を『６』とした場合の例を示す。 FIG. 3 is a diagram for explaining an imaging method in the present embodiment. In the present embodiment, the MRI apparatus 100 collects data points in the k space in a non-orthogonal manner and fills the k space. Specifically, the MRI apparatus 100 fills the data points in the k space by repeating the collection by changing the rotation angle of the rectangular rectangular area (hereinafter referred to as “blade” as appropriate). In principle, the MRI apparatus 100 sequentially changes the intensity ratio of gradient magnetic field pulses (for example, the intensity ratio of two orthogonal axes among three gradient magnetic fields) during imaging, thereby changing the rotation angle of the blade. Repeat the changed collection. In FIG. 3A, a two-dimensional k-space is illustrated, white circles indicate Cartesian data, and black circles are filled non-orthogonally by the imaging method of the present embodiment. Data in the blade is shown. Further, as shown in (B), the MRI apparatus 100 repeats the collection while changing the rotation angle of the blade from 0 ° to about 180 °. Note that (B) shows an example in which the number of blades is “6”.
ここで、図３の（Ｂ）に示すように、各ブレードの中心付近（ｋ空間の中心付近にも相当）は、何度も収集される共通領域となっている。このため、ＭＲＩ装置１００は、共通領域のデータをブレード間で比較することで、撮像中における撮像部位の動き量（例えば、剛体回転量、平行移動量）を検出する。そして、ＭＲＩ装置１００は、検出した動き量を用いて各ブレードのデータ（以下、適宜「ブレードデータ」）の動き補正を行った上で、全ブレードデータから直交状のデータ（図３の（Ａ）における白丸のデータ）を推定し、推定された直交状のデータを用いて、撮像部位が描出された画像を再構成する。なお、この推定は、「グリッディング」等と称される。 Here, as shown in FIG. 3B, the vicinity of the center of each blade (also corresponding to the vicinity of the center of the k space) is a common area collected many times. For this reason, the MRI apparatus 100 detects the amount of movement (for example, the amount of rigid body rotation and the amount of parallel movement) of the imaging region during imaging by comparing the data of the common area between the blades. The MRI apparatus 100 corrects the motion of each blade data (hereinafter referred to as “blade data” as appropriate) using the detected motion amount, and then obtains orthogonal data (FIG. 3 (A) in FIG. 3). ) Is estimated, and the image in which the imaging region is depicted is reconstructed using the estimated orthogonal data. This estimation is referred to as “gridding” or the like.
動き量の検出について更に説明すると、実空間における剛体回転量は、ｋ空間において共通領域のデータをブレード間で比較した場合の回転方向のシフト量に相当する。このため、ＭＲＩ装置１００は、共通領域のデータ同士で回転方向の相関を計算し、回転方向のシフト量（回転角）を算出する。なお、この場合、撮像部位の平行移動によって、ｋ空間データに１次位相シフトが発生しているため、ＭＲＩ装置１００は、ｋ空間データの絶対値（ＡＢＳ（absolute value））を取った後に回転方向の相関を計算する。 The movement amount detection will be further described. The rigid body rotation amount in the real space corresponds to a shift amount in the rotation direction when the data of the common region in the k space is compared between the blades. Therefore, the MRI apparatus 100 calculates the correlation in the rotation direction between the data in the common area, and calculates the shift amount (rotation angle) in the rotation direction. In this case, since the first-order phase shift occurs in the k-space data due to the parallel movement of the imaging region, the MRI apparatus 100 rotates after taking the absolute value (ABS (absolute value)) of the k-space data. Calculate direction correlation.
例えば、図２に例示したような、複数のコイルエレメントを有する受信コイル８で撮像した場合、一般に、ＭＲＩ装置１００は、各コイルエレメントから出力されたＭＲ信号の絶対値を取った後に、ブレード毎にコイルエレメント間でこれを単純加算し、単純加算後のブレードデータのうち共通領域のデータを、ブレード間で比較する。 For example, when imaging is performed with the receiving coil 8 having a plurality of coil elements as illustrated in FIG. 2, the MRI apparatus 100 generally takes the absolute value of the MR signal output from each coil element and then performs each blade. This is simply added between the coil elements, and the data of the common area among the blade data after the simple addition is compared between the blades.
さて、上述した動き量の検出の原理によれば、コイルエレメント間で単純加算された、加算後のコイルの感度分布が、実空間において回転方向に一様であることが前提となる。なぜなら、実空間において撮像部位が剛体回転した場合に、コイルの感度分布が回転方向に一様であれば、ｋ空間における回転方向の相関が保たれるからである。図４は、本実施形態における感度分布と対比される、回転方向に一様な感度分布を示す図である。 Now, according to the principle of motion amount detection described above, it is assumed that the sensitivity distribution of the coil after addition, which is simply added between the coil elements, is uniform in the rotation direction in real space. This is because when the imaging region rotates in real space and the sensitivity distribution of the coil is uniform in the rotation direction, the correlation in the rotation direction in the k space is maintained. FIG. 4 is a diagram showing a uniform sensitivity distribution in the rotation direction, which is contrasted with the sensitivity distribution in the present embodiment.
しかしながら、撮像部位の輝度分布が回転対称に近付いた場合、上述した手法のままでは、剛体回転量の検出は困難になる。なぜなら、撮像部位の輝度分布が回転対称の場合（回転方向において、信号の変化が小さい場合）、ｋ空間における共通領域のデータの輝度分布も回転対称になるため、共通領域のデータ同士で回転方向の相関が最大になる点を見つけることが困難になるからである。図５は、本実施形態における頭部Ｔ１強調画像の一例を示す図である。図５に示すように、例えば、頭部Ｔ１強調画像のアキシャル断面像の場合などに、剛体回転量の検出は困難になる。 However, when the luminance distribution of the imaging region approaches rotational symmetry, it is difficult to detect the rigid body rotation amount with the above-described method. This is because when the luminance distribution of the imaging region is rotationally symmetric (when the signal change is small in the rotational direction), the luminance distribution of the data in the common area in k-space is also rotationally symmetric, so This is because it is difficult to find a point where the correlation of the maximum is. FIG. 5 is a diagram showing an example of the head T1-weighted image in the present embodiment. As shown in FIG. 5, for example, in the case of an axial cross-sectional image of the head T1-weighted image, detection of the rigid body rotation amount becomes difficult.
そこで、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、撮像部位の輝度分布が回転対称となるような特徴を対象画像が有する場合に、コイルの感度分布に回転方向の非一様性をあえて持たせることで、剛体回転量の検出を可能にする。以下では、感度分布に回転方向の非一様性を持たせる場合の実施形態を説明する。 Therefore, the MRI apparatus 100 according to the present embodiment dares to give the coil sensitivity distribution non-uniformity in the rotation direction when the target image has a characteristic that the luminance distribution of the imaging region is rotationally symmetric. This makes it possible to detect the amount of rigid body rotation. In the following, an embodiment in which the sensitivity distribution has non-uniformity in the rotation direction will be described.
図６は、本実施形態における動き量検出の処理手順を示す図である。図６に示すように、まず、収集部２６ａが、シーケンス制御部１０を制御して撮像を開始する（ステップＳ１０１）。続いて、収集部２６ａは、複数のコイルエレメントを有する受信コイル８を用いて、複数チャネル分のｋ空間データをブレード毎に収集する（ステップＳ１０２）。 FIG. 6 is a diagram illustrating a processing procedure of motion amount detection in the present embodiment. As shown in FIG. 6, first, the collection unit 26a controls the sequence control unit 10 to start imaging (step S101). Subsequently, the collection unit 26a collects k-space data for a plurality of channels for each blade by using the reception coil 8 having a plurality of coil elements (step S102).
なお、『コイル（エレメント）』と『チャネル』とを使い分けたのは、各コイル（エレメント）で得られたＭＲ信号を、チャネル合成してデータとする場合もあるからである。以下の説明では、『コイル（エレメント）』と『チャネル』とを明確に区別せずに記載する。両者はチャネル合成しているか否かの違いであり、以下に記載する実施形態は、両者に適用することができる。 The reason why the “coil (element)” and the “channel” are used properly is that the MR signal obtained by each coil (element) may be channel-combined into data. In the following description, “coil (element)” and “channel” are described without distinction. Both are differences in whether or not channels are combined, and the embodiments described below can be applied to both.
次に、動き量検出部２６ｂは、複数チャネル分のブレードデータを、ブレード毎にチャネル間で重み付け加算し、重み付け加算後のブレード毎のデータに基づいて、撮像中における撮像部位の動き量を検出する。このとき、動き量検出部２６ｂは、重み付け加算後のデータの信号値が、ｋ空間における回転方向で変化を有するように、重み付け加算する。 Next, the motion amount detection unit 26b weights and adds blade data for a plurality of channels between the channels for each blade, and detects the motion amount of the imaging region during imaging based on the data for each blade after the weighted addition. To do. At this time, the motion amount detection unit 26b performs weighted addition so that the signal value of the data after weighted addition has a change in the rotation direction in the k space.
すなわち、上述したように、一般に、複数チャネル分のブレードデータは、ブレード毎にチャネル間で単純加算されるところ、動き量検出部２６ｂは、複数チャネル分のブレードデータを、ブレード毎にチャネル間で重み付け加算する（ステップＳ１０３）。単純加算の場合、実空間上で、加算後のコイルの感度分布は、撮像部位の動きの方向である回転方向に均一となる。一方、重み付け加算の場合、実空間上で、加算後のコイルの感度分布は、コイルエレメントの位置に応じたパターンを形成し、回転方向にコントラストを有する。なお、この重み付け加算によるデータ合成において、それが複素データであるか絶対値データであるかは問わない。 That is, as described above, generally, the blade data for a plurality of channels is simply added between the channels for each blade, and the motion amount detection unit 26b adds the blade data for the plurality of channels between the channels for each blade. Weighted addition is performed (step S103). In the case of simple addition, in the real space, the sensitivity distribution of the coil after addition is uniform in the rotation direction that is the direction of movement of the imaging region. On the other hand, in the case of weighted addition, the sensitivity distribution of the coil after addition forms a pattern according to the position of the coil element in the real space, and has contrast in the rotation direction. In the data synthesis by this weighted addition, it does not matter whether it is complex data or absolute value data.
続いて、動き量検出部２６ｂは、重み付け加算後のブレード毎のデータのうち、各ブレードに共通のｋ空間中心付近のデータについて、直交座標から極座標に変換する（ステップＳ１０４）。すなわち、合成されたデータは直交座標であるため、動き量検出部２６ｂは、まずこれを極座標に変換する。動き量の検出に用いるデータは、ｋ空間中心付近における円状内部のデータである。 Subsequently, the motion amount detection unit 26b converts the data in the vicinity of the center of the k space common to each blade among the data for each blade after the weighted addition from the orthogonal coordinate to the polar coordinate (step S104). That is, since the synthesized data is orthogonal coordinates, the motion amount detection unit 26b first converts it into polar coordinates. Data used for detecting the amount of motion is data inside a circle near the center of the k-space.
そして、動き量検出部２６ｂは、合成されたデータ間の相関を、以下の（１）式により計算し（ステップＳ１０５）、最も相関係数が高くなる回転角θを、ｋ空間の回転方向のシフト量として算出する（ステップＳ１０６）。
なお、動き量補正部２６ｃは、動き量検出部２６ｂによって算出された動き量を用いて各ブレードデータの動き補正（シフト処理）を行った上で、全ブレードデータから直交状のデータを推定し、推定された直交状のデータを用いて、撮像部位が描出された画像を再構成する。 The motion amount correction unit 26c estimates the orthogonal data from all the blade data after performing motion correction (shift processing) of each blade data using the motion amount calculated by the motion amount detection unit 26b. Using the estimated orthogonal data, an image in which the imaging region is depicted is reconstructed.
図７は、本実施形態における具体例を説明するための図である。上述した動き量検出の処理手順を、具体例を用いて改めて説明する。図７に示すように、本具体例においては、コイルエレメントＡ、Ｂ、Ｃ、及びＤ、並びにチャネルデータＡ、Ｂ、Ｃ、及びＤを例に挙げて説明する。また、以下では、コイルエレメントＡで受信したＭＲ信号が、そのままチャネルデータＡに用いられた場合（Ｂ、Ｃ、及びＤも同様）を説明する。 FIG. 7 is a diagram for explaining a specific example in the present embodiment. The above-described motion amount detection processing procedure will be described again using a specific example. As shown in FIG. 7, in this specific example, coil elements A, B, C, and D and channel data A, B, C, and D will be described as examples. Hereinafter, a case where the MR signal received by the coil element A is used as it is for the channel data A (the same applies to B, C, and D) will be described.
図７に示すように、コイルエレメントＡとＢとが対向して配置され、コイルエレメントＣとＤとが対向して配置されている。例えば、図２に例示した頭部コイル８を想定した場合、コイルエレメントＡとＢとは、例えば、コイルエレメントＥ２〜Ｅ４とＥ６〜Ｅ８とに相当し、コイルエレメントＣとＤとは、例えば、コイルエレメントＥ１・Ｅ８とＥ５・Ｅ６とに相当すると考えることができる。 As shown in FIG. 7, the coil elements A and B are arranged to face each other, and the coil elements C and D are arranged to face each other. For example, assuming the head coil 8 illustrated in FIG. 2, the coil elements A and B correspond to, for example, the coil elements E2 to E4 and E6 to E8, and the coil elements C and D include, for example, It can be considered to correspond to the coil elements E1 · E8 and E5 · E6.
図８は、本実施形態における動き量検出の具体例を説明するための図である。図８に示すように、収集部２６ａによる収集によって、チャネルＡ、Ｂ、Ｃ、及びＤには、それぞれ、ブレード毎のｋ空間データが存在する。なお、図８においては、説明の便宜上、ブレード１及び２の２つのみを示す。 FIG. 8 is a diagram for explaining a specific example of motion amount detection in the present embodiment. As shown in FIG. 8, k-space data for each blade exists in each of the channels A, B, C, and D by the collection by the collection unit 26a. In FIG. 8, only two blades 1 and 2 are shown for convenience of explanation.
すると、動き量検出部２６ｂは、例えば、チャネルＡ及びＢの重み付け係数を『０』とし（図８において点線で示す）、チャネルＣの重み付け係数を『１』、チャネルＤの重み付け係数を『−１』として、ブレード毎に重み付け加算を行い、チャネル別の個別データを合成データに変換する。このとき、本実施形態に係る動き量検出部２６ｂは、撮像部位の特徴的な構造付近で符号が入れ替わるように、反対符号の重み係数『１』と『−１』とを組み合わせて重み付け加算する。 Then, for example, the motion amount detection unit 26b sets the weighting coefficients of the channels A and B to “0” (indicated by a dotted line in FIG. 8), sets the weighting coefficient of the channel C to “1”, and sets the weighting coefficient of the channel D to “−. 1 ”, weighting addition is performed for each blade, and individual data for each channel is converted into synthesized data. At this time, the motion amount detection unit 26b according to the present embodiment performs weighted addition by combining the weight coefficients “1” and “−1” of opposite signs so that the signs are switched around the characteristic structure of the imaging region. .
図９は、本実施形態における感度分布を説明するための図である。例えば、図９の（Ａ）に示すように、コイルエレメントＣに着目した場合、コイルエレメントＣに近い領域の感度は高くなり、遠い領域の感度は低くなると考えられる。対向するコイルエレメントＤの感度と合わせると、（Ｂ）の実線で示すような感度分布になる。ここで、例えば、コイルエレメントＤのデータを反対符号で重み付けると、コイルエレメントＣとＤとの組み合わせで得られる感度分布は、（Ｂ）の点線で示すような感度分布になると考えられる。チャネル間の極性が逆になるため、実空間では回転方向に一様でない感度分布が形成され、ｋ空間でもこれに対応するデータが得られる。なお、感度分布の符号が入れ替わる点が、「ゼロクロスポイント」である。 FIG. 9 is a diagram for explaining the sensitivity distribution in the present embodiment. For example, as shown in FIG. 9A, when attention is paid to the coil element C, it is considered that the sensitivity in a region near the coil element C is high and the sensitivity in a far region is low. When combined with the sensitivity of the opposing coil element D, the sensitivity distribution is as shown by the solid line in (B). Here, for example, when the data of the coil element D is weighted with the opposite sign, the sensitivity distribution obtained by the combination of the coil elements C and D is considered to be a sensitivity distribution as shown by the dotted line in (B). Since the polarities between the channels are reversed, a sensitivity distribution that is not uniform in the rotation direction is formed in the real space, and data corresponding to this is obtained also in the k space. The point where the sign of the sensitivity distribution is switched is the “zero cross point”.
本実施形態においては、この「ゼロクロスポイント」が、撮像部位の特徴的な構造付近になるように、重み付けを行う。例えば、頭部Ｔ１強調画像のアキシャル断面像を考えた場合、（Ｃ）に示すように、領域９ａよりも、左右半球を分ける構造の領域９ｂあたりの方が、解剖学的に特徴的な構造を有する。頭部が回転した場合に、この領域９ｂの信号の符号が入れ替わるようにすることで、ｋ空間における回転方向の相関を、より検出し易くなると考えられる。また、このようにすることで、頭部と頭部コイル８とが一緒に回転した場合のみならず、頭部コイル８内で頭部が独立して回転してしまった場合にも、検出が可能になる。こうして、本実施形態においては、コイルエレメントＣ及びＤのみのブレードデータを用いた重み付け加算をすることで、（Ｄ）に示すような、回転方向に一様でない感度分布が形成される。 In this embodiment, weighting is performed so that the “zero cross point” is in the vicinity of the characteristic structure of the imaging region. For example, when an axial cross-sectional image of the head T1-weighted image is considered, as shown in (C), the structure around the region 9b that separates the left and right hemispheres is more anatomically characteristic than the region 9a. Have When the head rotates, it is considered that the correlation of the rotation direction in the k space can be detected more easily by changing the sign of the signal in the region 9b. In addition, in this way, detection is possible not only when the head and the head coil 8 rotate together, but also when the head rotates independently within the head coil 8. It becomes possible. Thus, in this embodiment, by performing weighted addition using blade data of only the coil elements C and D, a sensitivity distribution that is not uniform in the rotation direction as shown in (D) is formed.
図８に戻り、動き量検出部２６ｂは、重み付け加算後のブレード毎の合成データについて、平行移動の影響を避けるために絶対値を取り、次に、各ブレードに共通のｋ空間中心付近のデータについて直交座標から極座標に変換する。続いて、動き量検出部２６ｂは、ブレード１とブレード２との間で、ｋ空間の回転方向の相関を計算し、最も相関係数が高くなる回転角θを、ｋ空間の回転方向のシフト量として算出する。このシフト量が、ブレード１とブレード２との間の剛体回転量に相当し、この剛体回転量を用いてブレード２の動き補正を行うことができる。 Returning to FIG. 8, the motion amount detection unit 26b takes an absolute value for the combined data for each blade after weighted addition in order to avoid the influence of parallel movement, and then the data near the center of the k-space common to each blade. Convert from Cartesian coordinates to polar coordinates. Subsequently, the motion amount detection unit 26b calculates the correlation in the rotation direction of the k space between the blade 1 and the blade 2, and shifts the rotation angle θ with the highest correlation coefficient in the rotation direction of the k space. Calculate as a quantity. This shift amount corresponds to the amount of rigid body rotation between the blade 1 and the blade 2, and the movement of the blade 2 can be corrected using this amount of rigid body rotation.
図１０は、本実施形態におけるｋ空間データの回転方向を示す図であり、図１１は、本実施形態におけるｋ空間データの回転方向のシフトを説明するための図である。図１０に示すように、ｋ空間の回転方向をφとする。図１１の（Ａ）に示すように、ｋ空間における共通領域のデータの信号値が回転対称になると（回転方向で変化を有しないと）、ｋ空間の回転方向の相関を検出することは難しい。一方で、図１１の（Ｂ）に示すように、実空間では回転方向に一様でない感度分布が形成され、ｋ空間でもこれに対応するデータが得られると、ｋ空間の回転方向の相関を検出することができるようになる。 FIG. 10 is a diagram illustrating the rotation direction of the k-space data in the present embodiment, and FIG. 11 is a diagram for explaining the shift in the rotation direction of the k-space data in the present embodiment. As shown in FIG. 10, let the rotation direction of k space be (phi). As shown in FIG. 11A, when the signal value of the data in the common area in k-space is rotationally symmetric (having no change in the rotational direction), it is difficult to detect the correlation in the rotational direction of k-space. . On the other hand, as shown in FIG. 11B, when a sensitivity distribution that is not uniform in the rotation direction is formed in the real space and corresponding data is obtained in the k space, the correlation in the rotation direction of the k space is obtained. Can be detected.
こうして、動き量検出部２６ｂは、他のブレードについても同様に、ｋ空間の回転方向のシフト量を算出し、ブレード毎に、剛体回転量を求める。その後、動き量補正部２６ｃは、動き量検出部２６ｂによってブレード毎に算出された剛体回転量を用いて各ブレードデータの動き補正（シフト処理）を行った上で、全ブレードデータから直交状のデータを推定し、推定された直交状のデータを用いて、撮像部位が描出された画像を再構成する。 In this way, the motion amount detection unit 26b calculates the shift amount in the rotation direction of the k space similarly for the other blades, and obtains the rigid body rotation amount for each blade. Thereafter, the motion amount correction unit 26c performs motion correction (shift processing) on each blade data using the rigid body rotation amount calculated for each blade by the motion amount detection unit 26b, and then performs orthogonal correction from all blade data. Data is estimated, and an image in which an imaging region is depicted is reconstructed using the estimated orthogonal data.
なお、上述した実施形態においては、予めチャネルの重み付け係数が決定されている例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、動き量検出部２６ｂは、重み付け加算の試算を行うことで、重み付け加算後のデータの信号値についてｋ空間における回転方向の変化の複雑度合いを評価し、複雑度合いが相対的に高いと評価される重み係数を用いて重み付け加算を行ってもよい。 In the above-described embodiment, the example in which the channel weighting coefficient is determined in advance has been described, but the embodiment is not limited thereto. For example, the motion amount detection unit 26b evaluates the complexity of the change in the rotation direction in the k-space for the signal value of the data after weighted addition by performing a weighted addition trial, and evaluates that the complexity is relatively high. Weighting addition may be performed using the weighting factor.
例えば、動き量検出部２６ｂは、重み付け係数が定義された「チャネル合成マトリックス」を予め定義する。そして、動き量検出部２６ｂは、あるブレードについて、重み付け加算の試算を行って合成データを生成し、ｋ空間における回転方向の変化の複雑度合いを、例えば分散等の指標を用いて評価する。動き量検出部２６ｂは、「チャネル合成マトリックス」の中から、その指標が大きくなる重み係数を選択すればよい。 For example, the motion amount detection unit 26b defines in advance a “channel synthesis matrix” in which weighting coefficients are defined. Then, the motion amount detection unit 26b performs a weighted addition trial calculation for a certain blade to generate composite data, and evaluates the degree of complexity of the change in the rotation direction in the k space using an index such as variance. The motion amount detection unit 26b may select a weighting factor that increases the index from the “channel synthesis matrix”.
上述したように、本実施形態によれば、例えば、撮像部位の輝度分布が回転対称に近付いた場合にも、剛体回転量を検出することができ、動き補正の精度を向上させることができる。ひいては、撮像中の被検体の動き量を検出して、良好な診断画像を提供することができる。 As described above, according to the present embodiment, for example, even when the luminance distribution of the imaging region approaches rotational symmetry, the rigid body rotation amount can be detected, and the accuracy of motion correction can be improved. As a result, the amount of motion of the subject being imaged can be detected to provide a good diagnostic image.
（その他の実施形態）
なお、実施形態は、上述した実施形態に限られるものではない。
(Other embodiments)
Note that the embodiment is not limited to the above-described embodiment.
上述した実施形態においては、ＰＲＯＰＥＬＬＥＲ等と称される撮像法を想定し、複数チャネル分のｋ空間データをブレード毎に重み付け加算することで、撮像部位の剛体回転量を検出する例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、同じく複数チャネル分のｋ空間データを重み付け加算することで、投影空間において、投影方向に垂直な方向の平行移動量を検出することもできる。 In the above-described embodiment, an example is described in which an imaging method called PROPELLER or the like is assumed, and k-space data for a plurality of channels is weighted and added for each blade to detect the rigid body rotation amount of the imaging region. The embodiment is not limited to this. For example, the parallel movement amount in the direction perpendicular to the projection direction can be detected in the projection space by weighting and adding k-space data for a plurality of channels.
また、上述した実施形態においては、対象画像として、頭部Ｔ１強調画像のアキシャル断面像を想定したが、実施形態はこれに限られるものではない。他の撮像部位や、他の断面像、あるいは他の撮像種の画像等の場合にも、上述した実施形態と同様に、撮像部位の輝度分布が回転対称の場合等に、上述した実施形態を同様に適用することができる。 In the embodiment described above, an axial cross-sectional image of the head T1-weighted image is assumed as the target image, but the embodiment is not limited to this. In the case of other imaging regions, other cross-sectional images, images of other imaging types, and the like, the embodiment described above is used when the luminance distribution of the imaging region is rotationally symmetric, as in the above-described embodiment. The same can be applied.
また、上述した実施形態においては、図３等を用いて２次元のｋ空間を例に挙げて説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。３次元のｋ空間にも同様に適用することができる。 In the above-described embodiment, the two-dimensional k-space has been described as an example using FIG. 3 or the like, but the embodiment is not limited to this. The same applies to a three-dimensional k-space.
以上述べた少なくとも一つの実施形態の磁気共鳴イメージング装置によれば、動き補正の精度を向上させることができる。 According to the magnetic resonance imaging apparatus of at least one embodiment described above, the accuracy of motion correction can be improved.
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。 Although several embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the spirit of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and gist of the invention, and are also included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.
１００ ＭＲＩ装置
２６ 制御部
２６ａ 収集部
２６ｂ 動き量検出部
２６ｃ 動き量補正部
100 MRI apparatus 26 control unit 26a collection unit 26b motion amount detection unit 26c motion amount correction unit
Claims (8)
前記動き量を用いて各チャネルのｋ空間データを補正する補正部と
を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The k-space data for a plurality of channels filled non-orthogonally by rotating the rectangular area is weighted and added between channels for each rectangular area, and imaging is performed based on the data for each rectangular area after the weighted addition. A detection unit for detecting the amount of movement of the imaging region in
A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a correction unit that corrects k-space data of each channel using the amount of motion.
前記動き量を用いて各チャネルのｋ空間データを補正する補正部と
を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 K-space data for a plurality of channels filled in a non-orthogonal manner, and k-space data for a plurality of channels including data of a common region in k-space are weighted and added between channels, and the weighted addition data is used. A detection unit for detecting the amount of movement of the imaging part during imaging;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a correction unit that corrects k-space data of each channel using the amount of motion.
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