JP4072879B2

JP4072879B2 - Nuclear magnetic resonance imaging system

Info

Publication number: JP4072879B2
Application number: JP33586398A
Authority: JP
Inventors: 将宏瀧澤; 哲彦高橋
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1998-11-26
Filing date: 1998-11-26
Publication date: 2008-04-09
Anticipated expiration: 2018-11-26
Also published as: JP2000157507A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴(以下、NMRという)信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁気共鳴撮影装置（以下、MRI装置という）に関し、特に体動補正用のナビゲーションエコーの付加を伴うMRI装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
MRIでは、NMR現象によって被検体組織を構成する原子核スピンから発生するNMR信号を計測する際に、信号に位置情報を付与するために傾斜磁場を印加する。この傾斜磁場として、スライスエンコード方向、位相エンコード方向、周波数エンコード方向の３軸方向の傾斜磁場が用いられ、これら傾斜磁場によってエンコードされた信号をフーリエ変換することにより２次元或いは３次元画像として再構成することができる。
【０００３】
このようなMRIによる撮影中に、被検体が動くと画像に大きなアーチファクトが生じることが知られている。これを体動アーチファクトという。この体動アーチファクトが発生する理由は、本来所定の計測点にある所定の位相エンコード量が与えられるべきところが、動きによりそのエンコード量が他の計測点に印加されることとなり、被検体の動きの前後で各取得エコーの位相が変化し、この変化したエコーを含めて位相エンコード方向（またはスライスエンコード方向）にフーリエ変換するために生じる。
【０００４】
この体動アーチファクトを除去する手法としてナビゲーションエコーを利用した撮影法が提案されている（「ナビゲータを用いた高速インターリーブエコープレナーイメージング：４テスラにおける高解像度解剖学的および機能的画像」MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE, 35:895-902, June 1996, Seong-Gi Kim et al）。この手法では、撮影シーケンスを繰り返すときに、例えばその繰り返し毎に本来の計測エコー（NMR信号）とは別個に位相エンコード量０のエコー信号を発生させて、これをナビゲーションエコーとし、繰り返し毎のナビゲーションエコーの位相の変化から、繰り返しの間に生じた体動による信号の位相変化を推定し、補正する。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしナビゲーションエコーを用いた撮影方法では、撮像視野内に局所的な体動があったときに対応できない場合がある。例えば図１０（a）に示すように複数の受信コイルからなるマルチプルコイル1000を用いた場合、体動1021が各受信コイルの感度分布間で一様であった場合には有効であるが、同図（b）に示すように被検体1011の組織や構造1012によって異なる動き1022〜1024があった場合には、対処できない。このような局所的な動きは、腹部領域のような柔らかい組織において生じやすい。また腹部では同図（c）に示すように呼吸等の影響により被検体の背側と腹側で動き1025が異なる場合がある。
【０００６】
そこで本発明は、ナビゲーションエコーを付加的に発生し、取得する機能を備えたMRI装置において、局所的な体動がある場合でも、体動補正が可能であり、これにより腹部領域のような柔らかい組織についても精度よい撮影が可能なMRI装置を提供することを目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明のMRI装置は、被検体の置かれた空間に高周波磁場および傾斜磁場の各磁場を所定のパルスシーケンスに従って印加する手段と、NMR信号を受信する受信コイルと、受信コイルで受信したNMR信号を処理し、画像を再構成する手段とを備えたMRI装置において、受信コイルとして、複数の小型RF受信コイルからなるマルチプルコイルを用いるとともに、画像再構成手段は、小型RF受信コイル毎に、被検体の体動を補正する手段を備え、各補正手段によって補正された信号を合成し体動の補正された画像を得る。
【０００８】
本発明のMRI装置では、画像再構成手段はマルチプルコイルを構成する小型RF受信コイル毎に体動補正手段を備え、各小型RF受信コイルで取得されたエコー信号の組に対し、それぞれ適切な体動を補正を行った後、信号合成を行い、画像を得るので、被検体の局所的な動きを精度良く補正できる。
【０００９】
体動補正としては、ナビゲーションエコーを利用した体動補正を採用することができ、その場合体動補正手段は、前記パルスシーケンスの繰り返しにおいて、付加的に発生したナビゲーションエコーを小型RF受信コイル毎に取得する手段と、同一の小型RF受信コイルで取得されたナビゲーションエコーとエコー信号の組で被検体の体動を補正する手段とからなる。
【００１０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明のMRI装置の実施例を図面を参照して説明する。
【００１１】
図１は、本発明が適用される典型的なMRI装置の構成を示す図である。このMRI装置は、被検体401が置かれる空間に均一な静磁場を発生する磁石402と、この空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル403と、この空間に高周波（RF）磁場を発生する照射コイル404と、被検体401が発生するNMR信号を検出する受信コイル405を備えている。被検体は、ベッド412に横たわった状態で前記空間に搬入される。
【００１２】
傾斜磁場コイル403は、X、Y、Zの3方向の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源409からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。照射コイル404はRF送信部410の信号に応じて高周波磁場を発生する。
【００１３】
受信コイル405は、相対的に高感度な小型RFコイルを複数個並べて、各小型RFコイルで受信した信号を合成することにより、小型RFコイルの高い感度を保ったまま視野を拡大し高感度化を図るようにした受信専用RFコイルであり、小型RFコイルとして同種のものを組合せたものや、形状やタイプの異なるものを組合せたものなど公知のマルチプルコイルを採用することができる。また静磁場の向きによって垂直磁場用或いは水平磁場用とする。
【００１４】
マルチプルコイルの各小型RFコイルが受信した信号は、信号検出部406で検出され、信号処理部（画像再構成部）407で信号処理され、合成された画像信号に変換される。
【００１５】
４つの小型RFコイル602からなるマルチプルコイル601の信号検出部406および信号処理部407の詳細を図２に示す。各小型RFコイル602はそれぞれプリアンプ603を介して、コイル毎にA/D変換器および直交検波回路604を備えた信号検出部406に接続されている。各小型RFコイルで検出された信号は、信号検出部406で二系列のデジタル信号に変換され、信号処理部407に送出される。信号処理部407はこれらデジタル信号に位相補正等の信号処理を行う手段と、画像再構成手段（フーリエ変換手段）605と、画像信号を合成する手段606とを備え、小型RFコイル毎に画像再構成し、これを信号合成する。この信号処理部407は、信号処理手段として後述するナビゲーションエコーを用いた体動補正手段を備えている。合成された画像は表示部408で表示される。
【００１６】
制御部11は、これら傾斜磁場電源409、RF送信部410、信号検出部406をパルスシーケンスと呼ばれる撮影シーケンスに従って制御する。本発明ではパルスシーケンスに、画像再構成に必要なNMR信号の取得の際に、ナビゲーションエコーを付加的に発生し、取得する制御が加えられる。
【００１７】
ナビゲーションエコーの発生を含むパルスシーケンスの１例を図３に示す。このパルスシーケンスは、スピンエコー法を基本としたシーケンスで、被検体の組織を構成する原子核スピンを励起するRF磁場203と励起した磁化を反転するRF磁場204を、スライスを選択する傾斜磁場205、206と同時に印加した後、信号に位相エンコードを付与する傾斜磁場207を印加し、極性が反転する傾斜磁場208を印加してサンプリング時間209にNMR信号をスピンエコー信号210として計測する。図示するシーケンス211を位相エンコード傾斜磁場の強度を変えながら繰り返し時間202TRで繰り返し、画像再構成に必要な数のエコー信号210を取得する。
【００１８】
ナビゲーションエコーを発生し、取得するステップ304は、反転RF磁場204と位相エンコード傾斜磁場207との間に挿入され、このステップ304では極性が判定する読み出し傾斜磁場301を印加してサンプリング時間302にナビゲーションエコー303を計測する。このナビゲーションエコーは位相エンコードが付与されていない位相エンコード量０の信号である。図示する例では繰り返し時間TR毎に１つのナビゲーションエコーを取得しているが、繰り返し時間が短いシーケンスの場合には、いくつかの繰り返し毎に１つのナビゲーションエコーを取得するようにしてもよい、繰り返し時間TR内に例えば複数の軸についてナビゲーションエコーを取得するようにしてもよい。
【００１９】
次に本発明のMRI装置において、このようなナビゲーションエコーを用いて画像のために計測したエコー信号210（以下、本計測エコーという）を補正する手順について図４を参照して説明する。
【００２０】
パルスシーケンスの繰り返しによって計測された本計測エコーはブロック101内に示すように、各小型RF受信コイル毎に増幅され、A/D変換・直交検波後、信号処理部407に送出される。一方、本計測エコーと同時に計測されたナビゲーションエコーについても、ブロック102に示すように各小型RF受信コイル毎に増幅され、A/D変換・直交検波後、信号処理部407に送出される。信号処理部407は、小型RF受信コイル毎に設けられた補正手段103により、小型RF受信コイル毎に計測された本計測エコーとナビゲーションエコーの組で補正を行う。
【００２１】
ナビゲーションエコーによる体動補正では、繰り返し時間TR毎に取得されたナビゲーションエコーの一つ、例えば最初のナビゲーションエコーを基準として、ある繰り返し時間内で計測されたナビゲーションエコーと基準ナビゲーションエコーとの位相のずれに基づき、その繰り返し時間内で計測された本計測エコーを補正する。
【００２２】
補正手段103による処理方法としては、ハイブリッド空間での補正、実空間での補正などがあり、その実施例を図５〜図７に示す。各図中、ナビゲーションエコー701と本計測エコー信号702は同一の小型RFコイルで計測された組である。
【００２３】
図５に示す実施例では、まず取得したナビゲーションエコー701と本計測エコー信号702を、ナビゲーションエコーを取得した軸方向にそれぞれ１次元フーリエ変換703する。例えば図３に示すパルスシーケンスでは、読み出し方向の傾斜磁場301の反転によってナビゲーションエコーを発生しており、このナビゲーションエコーの取得した軸方向は読み出し方向である。
【００２４】
ナビゲーションエコーを１次元フーリエ変換した信号について、基準ナビゲーションエコーを１次元フーリエ変化した信号との位相差を求め、この位相差に基づきハイブリッド空間で本計測エコーのナビゲーション補正704を行う。これはナビゲーションエコーを取得した軸方向についての体動補正となる。次いで最初の１次元フーリエ変換703とは異なる軸で１次元フーリエ変換して補正された画像信号706を得る。
【００２５】
図６に示す実施例では、計測したナビゲーションエコー701と基準ナビゲーションエコーとの位相差を求め、この位相差に基づき本計測エコー702をｋ空間でナビゲーション補正704する。その後、本計測エコー702を２次元フーリエ変換（707）し、補正された画像信号706を得る。
【００２６】
図７に示す第三の実施例では、ナビゲーションエコー701を、ナビゲーションエコーを取得した軸方向に１次元フーリエ変換（703）し、同様に１次元フーリエ変換後の基準ナビゲーションとの位置変化から相関関係により位相変化量を計算する。この計算された位相変化量を用いて本計測エコー702についてナビゲーション補正704を行う。その後、本計測エコーの２次元フーリエ変換（707）を行い、補正された画像信号706を得る。
【００２７】
これらの実施例のナビゲーション補正704においてナビゲーションエコーの位相差を本計測エコーの位相差に変換するには、例えば複素差分により信号の位相変化を取り除く方法がある。
【００２８】
尚、信号処理手段407による補正処理は、上記処理のいずれでもよいが、ナビゲーションエコーのフーリエ変換処理や位置関係から位相相関を求める処理等が不要である点で、またピクセル単位の体動を補正し得る点で図６に示す処理が有利である。
【００２９】
このような補正処理103を各小型RFコイルについて行った後、各コイル毎に得られた画像信号706を合成して１枚の画像を再構成する。合成は、単に信号の加算処理を行ってもよいが、「マルチプルコイルによる頭頸部MRIの広視野高感度化」（MEDICAL IMAGING TECHNOLOGY, Vol.15, No.6, November 1997）に記載される技術を適用し、各小型RFコイルからの画像信号にその小型RFコイルの感度分布で重み付けして行うことが好ましい。感度分布の重み付けは次式で表わされる。
【００３０】
【数１】

（式中、ｅn(i,j)はｎ番目の小型コイルの画像信号、Ｗn(i,j)はｎ番目の小型コイルの感度分布、Ｓ(i,j)は合成された画像信号を表わす。）
このような処理を行うことにより感度分布の異なる小型コイルを組合せたマルチプルコイルでも高いS/Nの画像を得ることができる
このようにして得られた画像は、撮影中に図８に示すように局所的な被検体の動き1022〜1024があった場合でも、各々のＲＦコイル6021〜6024でこれら動きを補正した後に信号合成して得たものであるので、動きの影響の無い画像となる。勿論、図１０（a）に示すように全体的な動き1021がある場合にもその動きを補正した画像を得ることができる。さらに図１０（c）に示すような腹部撮影画像において、被検体の背側と腹側で動きが異なる場合でも画像では動きの影響を無くすことができる。
【００３１】
尚、以上の実施例では信号処理部407の処理として、パルスシーケンスの繰り返し毎に計測されたナビゲーションエコーのうちの１つを基準としてナビゲーション補正を行う場合を説明したが、プリスキャンを伴う撮影の場合には、このプリスキャンでナビゲーションエコーを取得し、これを基準としてナビゲーション補正することも可能である。そのような実施例を図９に示す。
【００３２】
プリスキャンは、外乱等によって本計測エコーに生じる変化を補正するために本計測に先立って実効されるエコー信号の計測であり、この実施例ではプリスキャン111の際にナビゲーションエコー7011とエコー信号7021をそれぞれ各小型RFコイル602で取得する。次に本計測のパルスシーケンスを実行し、本実施例では、ナビゲーションエコー7012と本計測エコー7022をそれぞれ各小型RFコイル602で取得する。
【００３３】
信号処理部は、各小型RFコイル毎に、同一の小型RFコイルで計測されたナビゲーションエコー7011と7012を用いて、本計測エコー7022のナビゲーション補正113を行う。この場合、プリスキャン111で取得したナビゲーションエコー7011を基準として、ナビゲーションエコー7012の位相差を求め、対応する本計測エコー7022を補正する。この補正方法は、図５〜図７に示す実施例のいずれの方法であってもよい。次にナビゲーション補正された信号について、プリスキャン111で取得したエコー信号7011を用いた補正114を行う。この補正114は、例えば位相補正や振幅補正であり、計測空間で行うこともハイブリッド空間で行うことも可能であるが、ナビゲーション補正と合せることが好適である。
【００３４】
このように小型RFコイル毎に信号補正114を行った後、補正が計測空間或いはハイブリッド空間の補正であれば必要なフーリエ変換後、補正後の信号706を得る。これを前述のように合成し画像を得る。この場合にも、各小型RFコイルで取得した信号でナビゲーション補正を行った後、信号合成を行うので撮影の対象である組織が局所に動いた場合でも、画像では動きの影響を無くすことができる。
【００３５】
本発明は、以上の実施例で開示された内容にとどまらず、各種形態を取り得る。例えば、上記実施例では、パルスシーケンスとしてSEシーケンスを記載したが、FSEシーケンスやEPIシーケンスに本発明を適用してもよい。また本発明におけるナビゲーションエコーを付加的に発生し、取得する機能として、読み出し方向のナビゲーションエコーを適用する場合を示したが、オービタルナビゲーションエコーや、３次元イメージングのスライスエンコード方向、２次元イメージングの位相エンコード方向のナビゲーションエコーを用いて本発明の補正を行うことも可能である。また、２軸以上にナビゲーションエコーを適用してもよい。さらに、計測空間やハイブリッド空間のナビゲーンョン補正を組み合わせて用いても良い。
【００３６】
【発明の効果】
本発明は、受信コイルとして複数の小型RFコイルからなるマルチプルコイルを採用すると共に信号処理部に小型RFコイル毎にナビゲーション補正する手段を備えたことにより、被検体の局所的な動きを精度良く補正できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明が適用されるMRI装置の全体構成を示す図。
【図２】マルチプルコイルの信号検出部と信号処理部を示す図。
【図３】ナビゲーションエコーの発生が付加されたパルスシーケンスを示す図。
【図４】本発明のMRI装置の信号処理部における処理を示す図。
【図５】信号処理部におけるナビゲーション補正の一実施例を示す図。
【図６】信号処理部におけるナビゲーション補正の他の実施例を示す図。
【図７】信号処理部におけるナビゲーション補正の他の実施例を示す図。
【図８】本発明のMRI装置の効果を説明する図。
【図９】信号処理部におけるナビゲーション補正の他の実施例を示す図。
【図１０】ナビゲーション補正における課題を説明する図。
【符号の説明】
402・・・・・・静磁場磁石
403・・・・・・傾斜磁場コイル
404・・・・・・照射コイル
405・・・・・・受信コイル
406・・・・・・信号検出部
407・・・・・・信号処理部（画像再構成手段）
408・・・・・・表示部
602・・・・・・小型RF受信コイル[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a nuclear magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter referred to as MRI) that measures nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as NMR) signals from hydrogen, phosphorus, etc. in a subject and visualizes nuclear density distribution and relaxation time distribution. In particular, the present invention relates to an MRI apparatus accompanied by the addition of navigation echoes for body motion correction.
[0002]
[Prior art]
In MRI, when measuring an NMR signal generated from a nuclear spin constituting an object tissue by an NMR phenomenon, a gradient magnetic field is applied to give positional information to the signal. As the gradient magnetic field, a gradient magnetic field in the three-axis directions of the slice encode direction, the phase encode direction, and the frequency encode direction is used, and a signal encoded by the gradient magnetic field is Fourier transformed to reconstruct it as a two-dimensional or three-dimensional image. can do.
[0003]
It is known that a large artifact occurs in an image when the subject moves during such MRI imaging. This is called body movement artifact. The reason why this body motion artifact occurs is that a predetermined phase encoding amount at a predetermined measurement point should be given, but the encoded amount is applied to other measurement points by movement, and the movement of the subject is This occurs because the phase of each acquired echo changes before and after and the Fourier transform is performed in the phase encoding direction (or slice encoding direction) including the changed echo.
[0004]
An imaging method using navigation echo has been proposed as a technique to remove this body motion artifact ("High-speed interleaved echo planar imaging using navigator: High-resolution anatomical and functional image in 4 Tesla" MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE 35: 895-902, June 1996, Seong-Gi Kim et al). In this method, when the imaging sequence is repeated, for example, an echo signal having a phase encoding amount of 0 is generated separately from the original measurement echo (NMR signal) at each repetition, and this is used as a navigation echo. From the change in the phase of the echo, the phase change of the signal due to the body movement generated during the repetition is estimated and corrected.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
However, the imaging method using the navigation echo may not be able to cope with local body movement in the imaging field of view. For example, as shown in FIG. 10A, when a multiple coil 1000 including a plurality of receiving coils is used, it is effective when the body motion 1021 is uniform among the sensitivity distributions of the receiving coils. As shown in the figure (b), when there are different movements 1022 to 1024 depending on the tissue or structure 1012 of the subject 1011, it cannot be dealt with. Such local movement is likely to occur in soft tissues such as the abdominal region. In the abdomen, the movement 1025 may be different between the dorsal side and the ventral side of the subject due to the influence of breathing or the like, as shown in FIG.
[0006]
Therefore, the present invention is capable of correcting body motion even in the presence of local body motion in an MRI apparatus having a function of additionally generating and acquiring navigation echoes, and thereby soft as in the abdominal region. An object of the present invention is to provide an MRI apparatus that can accurately capture tissue.
[0007]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, the MRI apparatus of the present invention includes a means for applying each magnetic field of a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to a space where a subject is placed according to a predetermined pulse sequence, a receiving coil for receiving an NMR signal, In an MRI apparatus provided with means for processing NMR signals received by a receiving coil and reconstructing an image, a multiple coil comprising a plurality of small RF receiving coils is used as a receiving coil, and the image reconstruction means is small Each RF receiving coil is provided with means for correcting the body movement of the subject, and the signals corrected by the respective correction means are combined to obtain an image with corrected body movement.
[0008]
In the MRI apparatus of the present invention, the image reconstructing means includes body motion correcting means for each small RF receiving coil constituting the multiple coil, and an appropriate body for each set of echo signals acquired by each small RF receiving coil. After correcting the movement, signal synthesis is performed to obtain an image, so that the local movement of the subject can be accurately corrected.
[0009]
As body motion correction, body motion correction using navigation echo can be adopted, and in that case, the body motion correction means detects the additionally generated navigation echo for each small RF receiving coil in the repetition of the pulse sequence. The acquisition means and the means for correcting the body movement of the subject by the combination of the navigation echo and the echo signal acquired by the same small RF receiving coil.
[0010]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of the MRI apparatus of the present invention will be described below with reference to the drawings.
[0011]
FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a typical MRI apparatus to which the present invention is applied. This MRI apparatus includes a magnet 402 that generates a uniform static magnetic field in a space where a subject 401 is placed, a gradient magnetic field coil 403 that generates a gradient magnetic field in this space, and an irradiation that generates a radio frequency (RF) magnetic field in this space. A coil 404 and a receiving coil 405 for detecting an NMR signal generated by the subject 401 are provided. The subject is carried into the space while lying on the bed 412.
[0012]
The gradient magnetic field coil 403 is configured by gradient magnetic field coils in three directions of X, Y, and Z, and each generates a gradient magnetic field in response to a signal from the gradient magnetic field power supply 409. The irradiation coil 404 generates a high frequency magnetic field according to the signal of the RF transmission unit 410.
[0013]
The receiving coil 405 has multiple high-sensitivity small RF coils arranged and synthesizes the signals received by each small RF coil, thereby expanding the field of view while maintaining the high sensitivity of the small RF coils and increasing the sensitivity. A known multiple coil, such as a combination of the same type as a small RF coil or a combination of different shapes and types, can be used. Further, it is used for a vertical magnetic field or a horizontal magnetic field depending on the direction of the static magnetic field.
[0014]
A signal received by each small RF coil of the multiple coil is detected by a signal detection unit 406, signal processed by a signal processing unit (image reconstruction unit) 407, and converted into a synthesized image signal.
[0015]
The details of the signal detection unit 406 and the signal processing unit 407 of the multiple coil 601 composed of four small RF coils 602 are shown in FIG. Each small RF coil 602 is connected to a signal detection unit 406 including an A / D converter and a quadrature detection circuit 604 for each coil via a preamplifier 603. Signals detected by each small RF coil are converted into two series of digital signals by the signal detection unit 406 and sent to the signal processing unit 407. The signal processing unit 407 includes means for performing signal processing such as phase correction on these digital signals, an image reconstruction means (Fourier transform means) 605, and a means 606 for synthesizing the image signals, and performs image reconstruction for each small RF coil. Configure and synthesize this signal. The signal processing unit 407 includes body movement correcting means using navigation echo, which will be described later, as signal processing means. The synthesized image is displayed on the display unit 408.
[0016]
The control unit 11 controls the gradient magnetic field power source 409, the RF transmission unit 410, and the signal detection unit 406 in accordance with an imaging sequence called a pulse sequence. In the present invention, a control for additionally generating and acquiring a navigation echo is added to the pulse sequence when acquiring an NMR signal necessary for image reconstruction.
[0017]
An example of a pulse sequence including the generation of navigation echoes is shown in FIG. This pulse sequence is a sequence based on a spin echo method, an RF magnetic field 203 that excites nuclear spins constituting the tissue of the subject and an RF magnetic field 204 that reverses the excited magnetization, a gradient magnetic field 205 that selects a slice, After application at the same time as 206, a gradient magnetic field 207 for applying phase encoding to the signal is applied, a gradient magnetic field 208 whose polarity is reversed is applied, and an NMR signal is measured as a spin echo signal 210 at a sampling time 209. The sequence 211 shown in the figure is repeated at a repetition time 202TR while changing the intensity of the phase encoding gradient magnetic field, and the number of echo signals 210 necessary for image reconstruction is acquired.
[0018]
The step 304 of generating and acquiring the navigation echo is inserted between the inverted RF magnetic field 204 and the phase encoding gradient magnetic field 207, and in this step 304, the readout gradient magnetic field 301 for determining the polarity is applied and the navigation is performed at the sampling time 302. The echo 303 is measured. This navigation echo is a signal having a phase encoding amount of 0 to which no phase encoding is applied. In the illustrated example, one navigation echo is acquired for each repetition time TR. However, in the case of a sequence having a short repetition time, one navigation echo may be acquired for each repetition. For example, navigation echoes may be acquired for a plurality of axes within the time TR.
[0019]
Next, in the MRI apparatus of the present invention, a procedure for correcting an echo signal 210 measured for an image using such a navigation echo (hereinafter referred to as the present measurement echo) will be described with reference to FIG.
[0020]
As shown in block 101, the main measurement echo measured by repeating the pulse sequence is amplified for each small RF receiving coil, and is sent to the signal processing unit 407 after A / D conversion and quadrature detection. On the other hand, the navigation echo measured at the same time as the main measurement echo is also amplified for each small RF receiving coil as shown in block 102 and sent to the signal processing unit 407 after A / D conversion and quadrature detection. The signal processing unit 407 performs correction with a set of the main measurement echo and the navigation echo measured for each small RF receiver coil by the correction unit 103 provided for each small RF receiver coil.
[0021]
In body motion correction using navigation echoes, one of the navigation echoes acquired at each repetition time TR, for example, the phase shift between the navigation echo measured within a certain repetition time and the reference navigation echo with reference to the first navigation echo. Based on the above, the main measurement echo measured within the repetition time is corrected.
[0022]
As processing methods by the correcting means 103, there are a correction in a hybrid space, a correction in a real space, and the like, and examples thereof are shown in FIGS. In each figure, the navigation echo 701 and the main measurement echo signal 702 are a set measured by the same small RF coil.
[0023]
In the embodiment shown in FIG. 5, first, the acquired navigation echo 701 and the main measurement echo signal 702 are each subjected to a one-dimensional Fourier transform 703 in the axial direction in which the navigation echo is acquired. For example, in the pulse sequence shown in FIG. 3, a navigation echo is generated by reversal of the gradient magnetic field 301 in the readout direction, and the axial direction acquired by this navigation echo is the readout direction.
[0024]
A phase difference between a signal obtained by one-dimensional Fourier transform of the navigation echo and a signal obtained by changing the reference navigation echo by one-dimensional Fourier is obtained, and navigation correction 704 of the main measurement echo is performed in the hybrid space based on the phase difference. This is body motion correction in the axial direction from which the navigation echo is acquired. Next, a corrected image signal 706 is obtained by performing a one-dimensional Fourier transform on an axis different from the first one-dimensional Fourier transform 703.
[0025]
In the embodiment shown in FIG. 6, the phase difference between the measured navigation echo 701 and the reference navigation echo is obtained, and based on this phase difference, the main measurement echo 702 is subjected to navigation correction 704 in the k space. Thereafter, the main measurement echo 702 is subjected to two-dimensional Fourier transform (707) to obtain a corrected image signal 706.
[0026]
In the third embodiment shown in FIG. 7, the navigation echo 701 is subjected to a one-dimensional Fourier transform (703) in the axial direction from which the navigation echo is acquired, and similarly, the correlation is determined from the positional change with the reference navigation after the one-dimensional Fourier transform. The amount of phase change is calculated by The navigation correction 704 is performed on the main measurement echo 702 using the calculated phase change amount. Thereafter, a two-dimensional Fourier transform (707) of the main measurement echo is performed to obtain a corrected image signal 706.
[0027]
In order to convert the phase difference of the navigation echo into the phase difference of the main measurement echo in the navigation correction 704 of these embodiments, there is a method of removing the phase change of the signal by a complex difference, for example.
[0028]
The correction processing by the signal processing means 407 may be any of the above processings, but correction of body movement in units of pixels is also necessary in that the Fourier transform processing of navigation echo and the processing for obtaining the phase correlation from the positional relationship are unnecessary. In view of this possibility, the process shown in FIG. 6 is advantageous.
[0029]
After such correction processing 103 is performed for each small RF coil, the image signal 706 obtained for each coil is synthesized to reconstruct one image. The synthesis can be performed simply by adding signals, but the technology described in "Improvement of wide-field sensitivity of head and neck MRI using multiple coils" (MEDICAL IMAGING TECHNOLOGY, Vol.15, No.6, November 1997) The image signal from each small RF coil is preferably weighted by the sensitivity distribution of the small RF coil. The weighting of the sensitivity distribution is expressed by the following equation.
[0030]
[Expression 1]

(Where en (i, j) represents the image signal of the nth small coil, Wn (i, j) represents the sensitivity distribution of the nth small coil, and S (i, j) represents the synthesized image signal) .)
By performing such processing, a high S / N image can be obtained even with a multiple coil combined with small coils having different sensitivity distributions. An image obtained in this way is shown in FIG. Even if there are local movements 1022 to 1024 of the subject, the images are obtained by performing signal synthesis after correcting these movements by the respective RF coils 6021 to 6024, so that the image does not have the influence of movement. Of course, as shown in FIG. 10A, even when there is an overall movement 1021, an image in which the movement is corrected can be obtained. Further, in the abdomen photographed image as shown in FIG. 10 (c), even if the movement is different between the back side and the ventral side of the subject, the influence of the movement can be eliminated in the image.
[0031]
In the above embodiment, the processing of the signal processing unit 407 has been described for the case where the navigation correction is performed based on one of the navigation echoes measured every time the pulse sequence is repeated. In some cases, it is also possible to acquire navigation echoes by this pre-scan and correct navigation based on this. Such an embodiment is shown in FIG.
[0032]
Prescan is measurement of an echo signal that is executed prior to the main measurement in order to correct a change that occurs in the main measurement echo due to disturbance or the like. In this embodiment, the navigation echo 7011 and the echo signal 7021 are performed during the prescan 111. Are acquired by each small RF coil 602. Next, the pulse sequence of the main measurement is executed, and in this embodiment, the navigation echo 7012 and the main measurement echo 7022 are acquired by the small RF coils 602, respectively.
[0033]
The signal processing unit performs navigation correction 113 of the main measurement echo 7022 using the navigation echoes 7011 and 7012 measured with the same small RF coil for each small RF coil. In this case, using the navigation echo 7011 acquired in the pre-scan 111 as a reference, the phase difference of the navigation echo 7012 is obtained, and the corresponding main measurement echo 7022 is corrected. This correction method may be any one of the embodiments shown in FIGS. Next, correction 114 using the echo signal 7011 acquired in the pre-scan 111 is performed on the navigation-corrected signal. This correction 114 is, for example, phase correction or amplitude correction, which can be performed in the measurement space or in the hybrid space, but is preferably combined with navigation correction.
[0034]
After performing the signal correction 114 for each small RF coil in this way, the corrected signal 706 is obtained after the necessary Fourier transform if the correction is a measurement space or hybrid space correction. This is synthesized as described above to obtain an image. Even in this case, after performing navigation correction with the signals acquired by each small RF coil, signal synthesis is performed, so even if the tissue to be imaged moves locally, the effect of motion can be eliminated in the image .
[0035]
The present invention is not limited to the contents disclosed in the above embodiments, and can take various forms. For example, in the above embodiment, the SE sequence is described as the pulse sequence, but the present invention may be applied to an FSE sequence or an EPI sequence. Further, the case where the navigation echo in the readout direction is applied as a function for additionally generating and acquiring the navigation echo in the present invention has been shown, but the orbital navigation echo, the slice encoding direction of the three-dimensional imaging, and the phase of the two-dimensional imaging. It is also possible to perform the correction of the present invention using navigation echoes in the encoding direction. Navigation echoes may be applied to two or more axes. Furthermore, navigation correction in a measurement space or a hybrid space may be used in combination.
[0036]
【The invention's effect】
The present invention employs a multiple coil composed of a plurality of small RF coils as a receiving coil, and includes a means for correcting navigation for each small RF coil in the signal processing unit, thereby accurately correcting the local movement of the subject. it can.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing an overall configuration of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
FIG. 2 is a diagram illustrating a signal detection unit and a signal processing unit of a multiple coil.
FIG. 3 is a diagram showing a pulse sequence to which generation of navigation echo is added.
FIG. 4 is a diagram showing processing in a signal processing unit of the MRI apparatus of the present invention.
FIG. 5 is a diagram illustrating an example of navigation correction in a signal processing unit.
FIG. 6 is a diagram showing another embodiment of navigation correction in the signal processing unit.
FIG. 7 is a diagram showing another embodiment of navigation correction in the signal processing unit.
FIG. 8 is a diagram for explaining the effect of the MRI apparatus of the present invention.
FIG. 9 is a diagram showing another embodiment of navigation correction in the signal processing unit.
FIG. 10 is a diagram illustrating a problem in navigation correction.
[Explanation of symbols]
402 ・・・・・・ Static field magnet
403 ・・・・・・ Gradient magnetic field coil
404 ・・・・・・ Irradiation coil
405 ... Receiving coil
406 ... Signal detector
407 ・・・・・・ Signal processing unit (image reconstruction means)
408 ... Display section
602 ・・・・・・ Small RF receiver coil

Claims

Means for applying a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to the space in which the subject is placed according to a predetermined pulse sequence, a receiving coil for receiving a nuclear magnetic resonance signal, and processing the nuclear magnetic resonance signal received by the receiving coil And a nuclear magnetic resonance imaging apparatus comprising means for reconstructing an image,
As the receiving coil, with using multiple coil composed of a plurality of small RF receiver coil, wherein the image reconstruction means, for each of the small RF receiver coils, a signal indicating the body movement of the corresponding region of the subject from the received signal seek respectively, for each of the small RF receiver coil with this, with the body motion correcting means for correcting said magnetic resonance signals or image signals reconstructed this, the nuclei corrected by said body motion correcting means A nuclear magnetic resonance imaging apparatus characterized in that a magnetic resonance signal or an image signal is synthesized to obtain an image in which body motion is corrected.

The nuclear magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
The body movement correcting means, said in the repetition of the pulse sequence and means for acquiring additionally navigator echo generated in each of the small RF receiver coils, and the navigator echo obtained in the same the small RF receiver coil nuclear magnetic resonance imaging apparatus characterized by comprising a means for correcting the motion of the subject with a set of nuclear magnetic resonance signals.