JP5575385B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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Description

本発明は、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磁気共鳴イメージング(MRI: Magnetic Resonance Imaging)装置に係り、特に、周波数空間（k空間）におけるk空間データを、複数の平行なデータ収集軌跡により形成されるbladeと呼ばれる帯状領域を繰り返し時間(TR: repetition time)毎に回転させることによって非直交（Non Cartesian）状に収集して充填する磁気共鳴イメージング装置に関する。
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信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。
この磁気共鳴イメージングの分野におけるデータ収集法の１つとして、周波数領域におけるk空間データを、複数の平行なデータ収集軌跡により形成されるbladeと呼ばれる帯状領域を繰り返し時間毎に回転させることによって、非直交状に収集して充填する方法がある(例えば非特許文献１参照)。この方法は、PROPELLER (periodically rotated overlapping parallel lines with enhanced reconstruction)法またはBLADE法などと称されることがあるが、ここでは以後、単にblade回転データ収集法と呼び、blade回転データ収集法によるパルスシーケンスをblade回転データ収集シーケンスと称する。
blade回転データ収集法では、各bladeにおいて、FSE (fast spin echo)法等のマルチショットが可能な撮像法によってデータ収集される。また、blade回転データ収集法は、傾斜磁場を変化させることによってbladeをk空間の原点を中心として回転させ、複数のbladeをk空間の原点を中心として放射状に形成するスキャン法である。
すなわちblade回転データ収集シーケンスにおいては、異なるbladeのデータを収集するために、blade毎に異なるパターンの周波数エンコーディング傾斜磁場パルスが印加される。より具体的には、周波数エンコーディング傾斜磁場パルスGfの絶対値強度|Gf|を維持した状態で、x軸方向成分の周波数エンコーディング傾斜磁場パルスGxとy軸方向成分の周波数エンコーディング傾斜磁場パルスGyの強度比Gx:Gy (Gf2=Gx2+Gy2=const)を変えることによって周波数エンコーディング傾斜磁場パルスGfの印加方向のみが変えられる。これにより、空間周波数領域であるk空間（フーリエ空間）上におけるblade内のデータ収集点が、同一面内において回転する。
図１は、従来のblade回転データ収集シーケンスを用いたデータサンプリングの１例を示す図である。
図１(a)は、x軸方向の周波数エンコーディング傾斜磁場パルスGxの例を、図１(b)は、y軸方向の周波数エンコーディング傾斜磁場パルスGyの例を、図１(c)は、図１(a)および図１(b)に示す強度比の周波数エンコーディング傾斜磁場パルスGfの印加によって収集されるk空間上のデータ収集点を示す。従って、図１(a)および図１(b)の縦軸は、それぞれx軸方向成分の周波数エンコーディング傾斜磁場パルスGxおよびy軸方向成分の周波数エンコーディング傾斜磁場パルスGyの強度を、横軸は、それぞれ時間(time)を示す。また、図１(c)の横軸は、x軸上の空間位置に対応するk空間上の周波数Kxを、縦軸は、y軸上の空間位置に対応するk空間上の周波数Kyを、それぞれ示す。
図１(a)および図１(b)に示すように、例えばx軸方向成分の周波数エンコーディング傾斜磁場パルスGxとy軸方向成分の周波数エンコーディング傾斜磁場パルスGyの強度比が等しい場合には、図１(c)に示すように、k空間上のデータ収集点は、x軸に対応する周波数軸Kxおよびy軸に対応する周波数軸Kyに45度傾いた直線上の点となる。
データ収集は、上述したようにマルチショットが可能な撮像法によってなされるが、一般的にはFSEシーケンスが用いられる。通常のFSEシーケンスでは、１回の励起につき、同一方向の平行な複数の直線上のデータ収集点からETL (echo train length)に相当する数のデータが収集される。この結果、ETL分のデータの収集軌跡は帯状領域となり、この帯状領域が１つのbladeを構成することとなる。すなわち１回の励起で1 blade分のデータが収集される。
そして、励起をshot数に相当する回数だけ繰り返し、複数のblade内のデータ収集が順次行われる。このときbladeを励起ごと回転させることによってk空間内の全てのデータ収集点におけるデータが埋められる。
図２は、従来のblade回転データ収集シーケンスによるデータ収集によってk空間上のデータが埋められた状態を示す図である。
図２において横軸はリードアウト(RO: readout)方向におけるk空間上の位置Kroを示し、縦軸は位相エンコード方向(PE: phase encode)方向におけるk空間上の位置Kpeを示す。また図２中の各点は、データ収集位置を示す。
図２に示すように、例えば、x軸方向がRO方向とされ、y軸方向がPE方向とされる。また、図２は、blade No.が０から５の互に方向が異なる６つのbladeからそれぞれデータが収集される例を示している。各blade内では、それぞれ３つの平行な直線上のデータ収集点からデータが収集される。このような互に向きが異なる複数のbladeからのデータ収集により、最終的にはk空間内の全てのデータ収集位置におけるデータが埋められる。
このようなblade回転データ収集シーケンスにより収集されたデータは、患者である被検体の動きの影響を受けているため、データから動きの影響を除去するための補正処理が行われる。具体的には、blade間における被検体の回転運動や並進運動の影響を除去するために異なるbladeに属するデータ間において相対的な回転量、並進量の補正が行われる。この補正は、例えば一旦、k空間上のデータをbladeごとにフーリエ変換(FT: Fourier transform)し、複数のbladeに対応してそれぞれ得られる各画像間の相対的な回転移動および並進移動を補正によりキャンセルした後、再び逆FTによりk空間上のデータに戻すことにより行われる。各画像間における相対的な回転移動および並進移動の補正は、ある基準画像との相関処理により得られる各画像の相互相関が高くなるように各画像を回転または移動させる行うことができる（例えば非特許文献２参照）。
また、回転量や並進量の補正を行ってもスライス間の動きや非剛体性の動きの影響により適切に補正されないデータを画像再構成処理の対象から除外するために重み付け処理が行われる。
そして、このような動き補正は、スライス毎に独立に行われる。すなわち、データの動き補正は、スライスごとに行われ、各スライス内ではbladeごとに行われる。
また、動き補正後のk空間上のデータは、非直交座標系のデータであるため、gridding処理によって直交(Cartesian)座標系のデータに変換される。そして、直交座標系のデータに対するFTによって表示用の画像が再構成される。
Multishot Diffusion-Weighted FSE Using PROPELLER MRI Pipe et al, Magnetic Resonance in Medicine 47:42-52(2002) 室伊三男他、「PROPELLER法におけるEcho Train LengthとBlade数が動きの補正に与える影響について（コンピュータシミュレーション）」、日本放射線技術学会雑誌 第60巻 第2号、pp. 264-269
しかしながら、blade回転データ収集シーケンスにより収集されたデータに対して従来の動き補正を行った場合、画像にアーティファクトが発生する恐れがあるという問題がある。これは、動き補正のアルゴリズムと補正対象となるデータによっては、補正処理の際にエラーが発生し、補正量が異常な値になる場合があることに起因している。すなわち、補正処理において求められた異常な補正量によって、blade間における相対的な回転量、並進量の補正あるいは重み付け処理が行われると、顕著なアーティファクトが発生することに繋がる。
特に、頭部のアキシャル(AX: axial)画像を撮像するために頭頂部から収集されたデータのように回転に対して感度が低い、すなわち回転に対する等方性が高いデータに対して回転補正を行う場合には、エラーが発生したり、補正量が異常値になることが多く、Crinklingとよばれるアーティファクトが発生することが知られている。
本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、周波数領域において複数の平行なデータ収集軌跡により形成されるbladeと呼ばれる帯状領域を繰り返し時間毎に回転させるデータ収集法よって収集されたデータに対して、より適切な被検体の動き補正を行うことによってアーティファクトを抑制またはアーティファクトの発生頻度を低減することが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述の目的を達成するために、周波数空間において複数の平行なデータ収集軌跡により形成される帯状領域を繰り返し時間毎に回転させることによって被検体の複数のスライスから核磁気共鳴に基づくデータを収集するデータ収集手段と、前記データに対する前記被検体の動き補正を行うための補正パラメータを求める補正パラメータ算出手段と、前記データが収集された空間位置および時間の少なくとも一方と前記補正パラメータの値との関係に基づいて前記補正パラメータの少なくとも一部を再計算する補正パラメータ再計算手段と、前記補正パラメータ再計算手段による再計算後の補正パラメータを含む補正パラメータを用いて前記データを補正するデータ補正手段と、前記データ補正手段による補正後におけるデータに基づいて画像データを生成する画像データ生成手段とを有するものである。
また、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述の目的を達成するために、被検体に静磁場を印加する静磁場発生手段と、前記被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生手段と、前記被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を誘起する高周波磁場パルスを照射する高周波磁場発生手段と、前記核磁気共鳴によって放出されるエコー信号を検出するエコー信号検出手段と、前記エコー信号のデータが配置される周波数空間において１本が前記周波数空間の原点を通る複数の平行なデータ収集軌跡を有する１ブレード分のエコー信号を繰り返し時間内に収集する動作を、互に異なる角度をなす複数のブレードについて繰り返し時間ごとに行うように前記傾斜磁場発生手段、前記高周波磁場発生手段およびエコー信号検出手段を制御する制御手段と、前記複数のブレードの相関情報に基づいて前記複数のブレード内のそれぞれのデータを体動補正するための補正パラメータを求める算出手段と、前記補正パラメータに基づいて前記複数のブレード内のそれぞれのデータを補正する補正手段と、前記補正手段により補正されたデータを前記周波数空間に再配置し、前記補正されたデータに基づいてフーリエ変換を伴って画像を再構成する画像再構成手段とを備え、前記算出手段は、前記複数のブレード内のデータをそれぞれ再構成し、前記複数のブレードに対応して再構成された複数のデータの相互相関が高くなるように、または基準となるブレードに対応して再構成されたデータと各ブレードに対応して再構成されたデータとの関係に基づいて第１の補正パラメータをブレードごとに求め、前記複数のブレード内のデータが収集された実空間の位置情報または時間に基づいて前記第１の補正パラメータから第２の補正パラメータを求めるものである。
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置においては、周波数領域において複数の平行なデータ収集軌跡により形成されるbladeと呼ばれる帯状領域を繰り返し時間毎に回転させるデータ収集法よって収集されたデータに対して、より適切な被検体の動き補正を行うことによってアーティファクトを抑制またはアーティファクトの発生頻度を低減することができる。
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態について添付図面を参照して説明する。
図３は本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す構成図である。
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と、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およびRFコイル２４とを図示しないガントリに内蔵した構成である。
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およびコンピュータ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および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および記憶装置３６が備えられる。
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。
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。
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および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はガントリに内蔵されず、寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられる場合もある。
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および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およびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚと接続される。
そして、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよび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および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。
RFコイル２４は、送信器２９および受信器３０と接続される。RFコイル２４は、送信器２９からRF信号を受けて被検体Ｐに送信する機能と、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。
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および受信器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および受信器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および受信器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およびRF信号を発生させる機能を有する。
また、シーケンスコントローラ３１は、受信器３０におけるNMR信号の検波および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。
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。
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、プログラムによらず、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４は、図３に示すコンピュータ３２の機能ブロック図である。
コンピュータ３２は、プログラムにより撮影条件設定部４０、シーケンスコントローラ制御部４１、ｋ空間データベース４２、画像再構成部４３、画像データベース４４、画像処理部４５およびデータ補正部４６として機能する。データ補正部４６は、補正パラメータ算出部４７、動き補正部４８、座標変換部４９、補正パラメータ再計算部５０および再計算データ決定部５１を有する。
撮影条件設定部４０は、入力装置３３からの指示情報に基づいてパルスシーケンスの選択およびshot数、TR、スライス数、スライス位置、blade数、blade位置等の各種パラメータの決定を行うことにより撮影条件を設定し、設定した撮影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。そのために、撮影条件設定部４０は、撮影条件の設定用画面情報を表示装置３４に表示させる機能を備えている。特に撮影条件設定部４０では、周波数領域において複数の平行なデータ収集軌跡により形成されるbladeと呼ばれる帯状領域を繰り返し時間毎に回転させてデータ収集を行うblade回転データ収集シーケンスを選択することができる。
シーケンスコントローラ制御部４１は、入力装置３３またはその他の構成要素からの情報に基づいて、選択されたパルスシーケンスを含む撮影条件をシーケンスコントローラ３１に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ｋ空間データベース４２に形成されたｋ空間に配置する機能を有する。このため、ｋ空間データベース４２には、受信器３０において生成された各生データがｋ空間データとして保存され、ｋ空間データベース４２に形成されたｋ空間にｋ空間データが配置される。
画像再構成部４３は、ｋ空間データベース４２からｋ空間データを取り込んで２次元または３次元のFTを含む画像再構成処理を施すことにより実空間データである被検体Ｐの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データベース４４に書き込む機能を有する。このため、画像データベース４４には、画像再構成部４３において再構成された画像データが保存される。特に、複数のスライスからデータが収集された場合には、画像データは３次元データとなる。
画像処理部４５は、画像データベース４４から画像データを取り込んでMIP(Maximum Intensity Projection)処理やMPR(multi-planar reconstruction)処理等の画像処理を行って表示用の2次元の画像データを生成する機能と、生成した表示用の画像データを表示装置３４に表示させる機能を有する。
データ補正部４６は、k空間において非直交状にk空間データを収集するblade回転データ収集シーケンスによって収集されたスライスおよびbladeごとの各k空間データをｋ空間データベース４２からそれぞれ取り込んで被検体Ｐの動きの影響を除去するための動き補正パラメータをスライスおよびbladeごとに算出する機能、算出したスライスおよびbladeごとの動き補正パラメータを用いて各k空間データに動き補正を施す機能および動き補正後における非直交座標系のk空間データを直交座標系のデータに変換してｋ空間データベース４２に書き込む機能を有する。すなわち、共通のスライス上における各blade内のk空間データは、単一の直交座標系のk空間データに変換される。そして、画像再構成部４３は、動き補正後のスライスごとの直交座標系のデータに変換されたk空間データを画像再構成処理用に取り込むように構成される。
また、データ補正部４６には、入力装置３３からの指示情報によって指定されたスライスまたはbladeに対応する動き補正パラメータを、データが収集された実空間位置および時間の一方または双方と動き補正パラメータの値との関係に基づいて、より適切な値となるように再計算する機能が備えられる。この場合には、データ補正部４６では、再計算された動き補正パラメータを用いて再度対応するk空間データの動き補正が行われるように構成される一方、画像再構成部４３は、再計算された動き補正パラメータによる動き補正後のk空間データを用いて再度画像再構成処理を行うように構成される。
そのためにデータ補正部４６の補正パラメータ算出部４７は、ｋ空間データベース４２から取り込んだスライスおよびbladeごとのk空間データに基づいて動き補正用の動き補正パラメータを求める機能を有する。
ここで、異なるスライスまたは異なるbladeから収集されたデータ間では、互に収集時刻が異なるために、その間における被検体Ｐの動きの影響を受けている。また、異なるスライスから収集されたデータ間では、データ収集位置が空間的に異なるため、空間位置に応じた異なる動き量の影響を受けている。従って、動き補正パラメータの値（補正量）は、スライスおよびbladeごとに異なる値となる。このため、動き補正パラメータは、スライスごとおよびbladeごとにそれぞれ求められる。
動き補正パラメータの例としては、被検体Ｐの並進移動による実空間上における画像データの位置シフトを補正するための並進補正量、この並進補正量に対応するk空間上におけるk空間データの位相方向への回転補正量（位相変化量）、被検体Ｐの回転移動による実空間上における画像データの位置シフトを補正するための回転補正量、この回転補正量に対応するk空間上におけるk空間データの回転補正量、実空間上またはk空間上における回転補正量や並進補正量を用いた動き補正を行っても適切に補正されないスライスやbladeに対応する画像データの寄与度を低減または除外するための重み付けのための相関重み(correlation weight)係数および後述する近似式の係数のような補間係数の重みとして表される空間位置差や時間差の動き補正パラメータの値に対する寄与度が挙げられる。相関重みもスライスごとおよびbladeごとに異なる値となるが、スライス間における相関重みの相異が無視できる程小さい場合が多く、通常は、時間のみの関数として扱うことができる。また、寄与度もスライスごとおよびbladeごとに異なる値となり、エコー信号の強度の積分値や絶対値の加算値に基づいて決定することができる。
実空間上における並進補正量および回転補正量は実空間データである画像データに対して求められる量であるため、実空間上における並進補正量および回転補正量を動き補正パラメータとして算出する場合には、k空間データがFTにより一旦、スライスごとおよびbladeごとの画像データに変換される。そして、共通のスライス上の複数のbladeに対応する各画像データの中から基準となるあるbladeに対応する画像データが選択される。さらに、他のbladeにそれぞれ対応する各画像データの、基準となる画像データに対する位置ずれがゼロとなるように他の各画像データがそれぞれ並進移動および回転移動される。このときの並進移動量および回転移動量が動き補正パラメータとしての並進補正量および回転補正量となる。
基準となる画像データに対する他の各画像データの位置ずれがゼロであるか否かの判定は、例えば並進移動および回転移動させた各画像データの基準となる画像データに対する相互相関がより高いか否かを調べることにより行うことができる。すなわち、並進補正量を求める場合には、画像データを１ピクセルずつ並進移動させて、元の位置から基準となる画像データとの相互相関がより高くなる位置までの移動量が動き補正パラメータとして求めるべき並進補正量となる。一方、回転補正量を求める場合には、画像データを１度ずつ回転移動させて、元の位置から基準となる画像データとの相互相関がより高くなる位置までの回転角度が動き補正パラメータとして求めるべき回転補正量となる。尚、画像データを回転移動させる場合には、データ収集点上にない画像データが補間によって求められる。
そして、このような基準となる画像データの選択、他のbladeの画像データの並進移動、回転移動および相互相関処理による補正量の算出という一連の処理による動き補正パラメータの算出が、スライスごとに独立して行われる。
一方、実空間上において動き補正パラメータを求めずに、k空間上において動き補正パラメータを求めることもできる。k空間上において動き補正パラメータを求めるようにすれば、実空間上において動き補正パラメータを求める場合に比べて被検体Ｐの並進移動に対する補正量を高精度で求めることが可能である。k空間上において動き補正パラメータを求める場合も実空間上において動き補正パラメータを求める場合と同様に相互相関によって求めることができる。すなわち、基準となるk空間データに対してk空間データを位相方向に回転させ、相互相関がより高くなるときの位相変化量が求めるべき被検体Ｐの並進移動に対する動き補正パラメータとなる。また、基準となるk空間データに対してk空間データをk空間上において回転させて相互相関がより高くなるときの回転角度が求めるべき被検体Ｐの回転移動に対する動き補正パラメータとなる。
尚、仮に実空間において被検体Ｐがx軸方向のみに並進移動したとすると、実空間とk空間との間における数学的関係からk空間における位相変化量は信号値をSignalとすればd{arg(Signal)}/dkxとなる。
さらに、上述したように、このような被検体Ｐの並進移動や回転移動に対応する動き補正パラメータのみならず、並進補正量や回転補正量を用いて動き補正を行ったとしても適切に補正されない画像データの寄与度を低減または除外するための重み付けのための相関重み係数や後述する補間係数の重みもスライスおよびbladeごとに動き補正パラメータとして求めることができる。
動き補正部４８は、補正パラメータ算出部４７において算出されたスライスおよびbladeごとの動き補正パラメータまたは後述する補正パラメータ再計算部５０において再計算されたスライスおよびbladeごとの動き補正パラメータを用いてそれぞれ対応するスライスおよびbladeごとのk空間データの動き補正を行う機能を有する。すなわち、動き補正部４８は、ｋ空間データベース４２からスライスおよびbladeごとのk空間データを取り込む。
そして、動き補正パラメータが実空間上のパラメータである場合には、動き補正部４８は、k空間データをFTによって一旦スライスおよびbladeごとの画像データにそれぞれ変換する。そして、動き補正部４８は、スライスおよびbladeごとの画像データに対してそれぞれ対応する並進移動量や回転移動量だけ画像データを並進および回転させる。これにより、各スライスおよびbladeからの各画像データ間において、被検体Ｐの並進運動および回転運動の動きによる位置ずれがキャンセルされる。そして、動き補正後における画像データは再び逆FTによって動き補正後におけるスライスおよびbladeごとのk空間データに変換される。
一方、動き補正パラメータがk空間上のパラメータである場合には、動き補正部４８は、スライスおよびbladeごとのk空間データに対して、それぞれ対応する位相変化量および回転補正量だけ位相および回転角度を変化させる。これにより、各スライスおよびbladeからの各k空間データ間において、被検体Ｐの並進運動および回転運動の動きによる位相ずれおよび位置ずれがキャンセルされる。
さらに、重み付け処理用の相関重み係数が動き補正パラメータとして求められている場合には、スライスおよびbladeごとのk空間データまたはFT後の画像データに対して、スライスおよびbladeごとの相関重み係数を用いてk空間データまたはFT後の画像データの重み付け処理が動き補正部４８において行われる。
座標変換部４９は、動き補正部４８から取得した動き補正後のスライスごとおよびbladeごとのk空間データを用いてgridding処理を行うことによってスライスごとの直交座標系のk空間データを生成する機能と、生成した直交座標系のk空間データをｋ空間データベース４２に書き込む機能とを有する。すなわち、動き補正部４８における動き補正後のk空間上のデータは、非直交座標系の放射状データであるため座標変換部４９において直交座標系のデータに変換される。そのため、直交座標系上におけるデータ点上の値が、非直交座標系上におけるデータ点上の値から補間処理によって求められる。
補正パラメータ再計算部５０は、補正パラメータ算出部４７において求められた複数のスライスおよび複数のbladeに対応するそれぞれの各動き補正パラメータのうち、入力装置３３からの指示情報によって指定されたスライスまたはbladeに対応する動き補正パラメータを、データが収集された実空間位置および時間の一方または双方と動き補正パラメータの値との関係に基づいて、より適切な値となるように再計算する機能を有する。
すなわち、単一または複数のスライスまたはbladeに対応する単一または複数の動き補正パラメータの値が、補正パラメータ算出部４７において適切な値として算出されずに異常な値となっている場合には、入力装置３３から再計算すべき動き補正パラメータの指定情報を補正パラメータ再計算部５０に与え、補正パラメータ再計算部５０において再計算することができる。
この動き補正パラメータの再計算は、再計算しようとする動き補正パラメータが対応するスライスおよびblade上のk空間データを収集した被検体Ｐの実空間上の位置およびデータ収集時刻の一方または双方と複数の動き補正パラメータの値との関係に基づいて行うことができる。すなわち、データ収集時刻の変化に伴う動き補正パラメータの値の変化は、なめらかであり、同様に、データ収集の実空間位置の変化に伴う動き補正パラメータの値の変化もなめらかである。そこで、動き補正パラメータの値のデータ収集時刻依存性および動き補正パラメータの値の空間位置依存性の一方または双方を近似式として数式化すれば、近似式を用いて動き補正パラメータの値が適切な値となるように再計算し、補正することができる。そして、異常値となった動き補正パラメータを除去した上で、値の存在しない部分を再計算された動き補正パラメータを用いて補間すれば、全ての動き補正パラメータの値が正常値となる。
図５は、被検体の頭部に体軸方向に沿って設定された複数のスライス上におけるそれぞれの並進移動量を示す補正ベクトルΔRおよび回転移動量を示す回転角度Δθの一例を示す図である。
図５に示すように、被検体Ｐの頭部において体軸方向に沿って複数のスライスを設定すると、スライス間においてデータ収集位置が空間的に異なるため、実空間上において考えると並進補正量ΔRや回転補正量Δθ等の動き補正パラメータはスライスSごとに異なる値となる。しかしながら、被検体Ｐを剛体とみなせば、被検体Ｐの動きは並進移動、回転移動ともに線形な動きとなる。従って、異なるスライスS上において対応する複数のbladeからそれぞれk空間データが収集される1TR間において被検体Ｐに急激な動きがないと仮定すれば、並進補正量ΔRや回転補正量Δθについても、スライス方向の位置に依存して線形に変化するとみなせることとなる。
実際の例として、シングルスラブでの頭部撮影の場合についてみても、通常被検体Ｐの動きは回転移動および並進移動ともにスライス方向ベクトルに対して線形な動きが支配的である。
そこで、並進補正量や回転補正量、k空間データの位相変化量や回転補正量等の動き補正パラメータのスライス方向の空間位置変化に対する変化量は、線形近似することができる。
尚、重み付け処理の相関重み係数のスライス方向の空間位置変化に対する変化量も線形近似することが可能ではあるが、一般には、重み係数の空間位置変化に対する変化量は無視できる程度であると考えられる。すなわち、一般には相関重み係数をW(S, B)、スライス方向の空間位置をzとすると∂W(S(z), B)/∂z≒0とみなせる。
求めるべきスライスSpおよびblade Bpに対応する動き補正パラメータをM(Sp,Bp)とすれば、動き補正パラメータM(Sp,Bp)を線形近似によって再計算する式は式(1)のよう表せる。
［数１］
M(Sp,Bp) = a1×Sp+a2 (1)
式(1)において、a1, a2は線形近似式の係数である。これらの係数a1, a2は、線形近似が成立する範囲における任意のスライスSおよびblade Bに対応する既知の複数の動き補正パラメータM(S,B)から求めることができる。すなわち、式(2)によって複数の動き補正パラメータM(S,B)から係数a1, a2を求めることができる。
［数２］
M(S,B) = a1×S+a2 (2)
式(2)に示すように線形近似の場合には未知数である係数a1,a2の数は２つであるから係数a1,a2を求めるためには最低２つの既知の動き補正パラメータM(S,B)が必要である。動き補正パラメータM(S,B)は、blade Bの関数でもあるから、係数a1,a2もbladeごとに定まることとなる。よって、式(1)は式(3)のように書き換えられる。
［数３］
M(Sp,Bp) = a1(Bp)×Sp+a2(Bp) (3)
また、３つ以上の動き補正パラメータM(S,B)を用いて係数a1,a2を求める場合には、最小２乗法や他の公知の近似法によって係数a1,a2を求めることができる。従って、線形近似が成立する範囲内であれば、より多くの動き補正パラメータM(S,B)を用いて係数a1,a2を求めることが係数a1,a2および求めるべき動き補正パラメータM(Sp,Bp)の高精度化に繋がる。
また、スラブ内のスライス枚数は通常多くても３０枚程度であり、頭部撮影の場合には２０〜２４枚程度である。従って、頭部のように被検体Ｐが剛体とみなせるような場合には、スライス方向の撮影範囲内では十分に線形近似が成立するため、いずれのスライスに対応する動き補正パラメータM(S,B)であっても係数a1,a2の計算用に用いることができる。ただし、時間変化に対する動き補正パラメータM(S,B)の変化量がゼロであると仮定しているため同一時相の動き補正パラメータM(S,B)を用いることが望ましい。
さらに、ここまではk空間データの収集時刻間において被検体Ｐの動きが無視できる場合について述べたが収集時刻間における被検体Ｐの動きを考慮して動き補正パラメータM(Sp,Bp)を再計算することもできる。その場合には、被検体の時間的な動き量と動き補正パラメータM(S,B)の変化量との関係を用いることとなる。すなわち実空間におけるスライス間の位置変化に対する動き補正パラメータM(S,B)の変化分を示す空間位置項(a1×S+a2)のみならず、データ収集時刻の変化に対する動き補正パラメータM(S,B)の変化分を示す時間項を用いて動き補正パラメータM(S,B)を近似する必要がある。
図６は、blade回転データ収集シーケンスによって収集される時系列のk空間データを時間方向に並べて示した図である。
図６において横軸は、k空間データの収集時刻timeを示し、t(S,B)は、あるsliceのあるbladeにおけるk空間データの収集時刻を示す。尚、あるbladeからのデータの収集時刻は、一般にはbladeのk空間中心におけるデータの収集時刻、すなわちエコー時間(TE: echo time)とすることが多い。
図６に示すように、最初の1TR内において、異なるスライス(S=0,1,2,…)上の各blade B=1から順次k空間データが収集される。次の1TR内では、異なるスライス(S=0,1,2,…)上の各blade B=2から順次k空間データが収集される。そして、このように異なるスライスS内の対応する各blade Bからのk空間データが1TR内で順次収集され、次の1TR内では、別の各blade Bからのk空間データが1TR内で順次収集される。そして、1TRのデータ収集をblade Bの数だけ繰り返して行うことによって、画像再構成に必要なk空間データが収集されてk空間に埋められる。
このようにスライスまたはbladeが異なればデータ収集時刻t(S,B)も異なるため、スライス方向の空間位置の変化に加え、データ収集時刻t(S,B)の変化に伴って動き補正パラメータの値も変化することとなる。
ここで、スライスSの実空間位置をz(S)とすると、空間位置z(S)の変化に対する動き補正パラメータM(S,B)の変化量は、上述したように被検体Ｐが剛体とみなせることから１次近似することができる。一方、データ収集時刻t(S,B)の変化に対する動き補正パラメータM(S,B)の変化量は、任意の次数の高次近似とすることができる。ここでは実用性および処理簡易化の観点から、データ収集時刻t(S,B)の変化に伴う動き補正パラメータM(S,B)の変化量を２次近似する場合について説明する。
この場合、動き補正パラメータM(S,B)は、式(4)のように空間位置z(S)およびデータ収集時刻t(S,B)の関数M1(z(S),t(S,B))として表すことができる。
［数４］
M(S,B)=M1(z(S),t(S,B)) (4)
ただし、２次近似に用いることが可能な動き補正パラメータM1(z(S),t(S,B))は、再計算の対象となっている動き補正パラメータM1(z(Sp),t(Sp,Bp))とデータ収集時刻t(S,B)が近く、十分に２次近似が可能な時間的範囲の動き補正パラメータM1(z(Si),t(Si,Bi)) (i=0, 1, 2, …, N)となる。
そして再計算の対象となっている動き補正パラメータM1(z(Sp),t(Sp,Bp))=M1(zp,tp)のスライスSpの実空間位置zpと２次近似に用いる各動き補正パラメータM1(z(Si),t(Si,Bi))=M1(zi,ti)のスライスSiの実空間位置ziとの差をΔzi、再計算の対象となっている動き補正パラメータM1(zp,tp)のデータ収集時刻tpと２次近似に用いる各動き補正パラメータM1(zi,ti)のデータ収集時刻tiとの差をΔtiとすれば、数学的に次の式(5)が成立する。
［数５］
M(zp+Δzi,tp+Δti)
=M(zp,tp)
+∂M/∂zz=zp×Δzi+∂M/∂tt=tp×Δti
+∂2M/∂z∂tt=tp,z=zp×Δzi×Δti+1/2×∂2M/∂t2 t=tp×(Δti)2
(i=0, 1, 2, …, N) …(5)
式(4)および式(5)から再計算の対象となっている動き補正パラメータM(Sp,Bp)は式(6)によって求めることができる。
［数６］
M(Sp,Bp)=M1(z(Sp),t(Sp,Bp))
=M1(zp,tp)=b1・tp2+b2・tp・zp+b3・tp+b4・zp+b5 (6)
すなわち、式(5)および(6)に示すように、動き補正パラメータM1(zp,tp)の算出式において、スライスの空間位置zpをパラメータとする項は被検体Ｐが剛体と仮定できることから２次以上の偏微分値をゼロとして１次であり、データ収集時刻tpをパラメータとする項は３次以上の偏微分値をゼロとして２次となっている。
式(6)において未知数である係数b1,b2,b3,b4,b5は５つであるため、少なくとも５つの時間的に近傍の動き補正パラメータM1(zi,ti) (i=1, 2, 3, …, N; N≧5)を用いれば、全ての係数b1,b2,b3,b4,b5を求めることができる。また、６つ以上の時間的に近傍の動き補正パラメータM1(zi,ti)を用いて係数b1,b2,b3,b4,b5を求める場合には、最小２乗法や他の公知の近似法による最適化アルゴリズムによって求めることができる。従って、係数b1,b2,b3,b4,b5を求めるための時間的に近傍の動き補正パラメータM1(zi,ti)の数が増加すれば近似精度の向上に繋がるが、逆に算出すべき動き補正パラメータM1(zp,tp)から時間的に離れ過ぎると２次近似が成立しなくなる恐れがある。このため、これらの性質から、算出すべき動き補正パラメータM1(zp,tp)と時間的に近傍な適切な数の動き補正パラメータM1(zi,ti)を係数b1,b2,b3,b4,b5の算出に用いることが望ましい。
そして、求められた５つの係数b1,b2,b3,b4,b5を用いて式(6)により算出対象となる動き補正パラメータM1(zp,tp)の値を求め、補間することができる。
尚、動き補正パラメータM1(zi,ti)の時間変化を考慮する場合には、上述した重み付け処理用の相関重み係数Wが時間的に変化し得ることから、つまり∂W/∂t≠0であることから相関重み係数W(zp,tp)=W(Sp,Bp)を再計算の対象としても良い。
また、式(6)に示す近似式の例では、データ収集時刻tに関して２次近似を、データ収集の実空間位置zに関して１次近似をそれぞれ用いたが、前述の通り、より高次の近似を用いてもよい。その場合には、近似の次数に応じて未知数が増加するため、未知数の数以上の時間的に近傍の動き補正パラメータM1(zi,ti)が未知数の算出のために用いられることとなる。特に、撮像対象が臓器等のように非剛体である場合には、データ収集の実空間位置zに関して２次以上の近似を用いれば、非剛体の動き補正に対応することができる。
また、式(5)におけるΔtiやΔziの係数等の補間係数の重みを実空間位置zやデータ収集時刻tの寄与度として設定し、上述したスライスごとおよびbladeごとの動き補正パラメータとして扱うこともできる。
そして、このようにして補正パラメータ再計算部５０によって再計算された動き補正パラメータを用いて動き補正部４８において対応するk空間データの動き補正が行われ、動き補正後のk空間データが座標変換部４９において直交座標系のk空間データに変換されるように構成される。そして、画像再構成部４３によって、再計算された動き補正パラメータを用いた動き補正後のk空間データが再び画像再構成処理されるように構成される。
また、補正パラメータ再計算部５０において再計算すべき動き補正パラメータの決定は、ユーザからの指示情報によらず、自動的に行うこともできる。
再計算データ決定部５１は、補正パラメータ算出部４７から複数のスライスおよび複数のbladeに対応するそれぞれの各動き補正パラメータを取得して、取得した動き補正パラメータが特異値であるか否かを判定するエラー検出処理によって、再計算すべき動き補正パラメータを決定する機能と、決定した動き補正パラメータの識別情報を補正パラメータ再計算部５０に通知する機能とを有する。動き補正パラメータが特異値であるか否かのエラー検出処理は、補正パラメータ算出部４７によって算出された再計算前の動き補正パラメータと上述した動き補正パラメータの基準値となる近似値との差分値または比が、予め決定した閾値で定まる範囲内であるか否かの判定処理によって行うことができる。
そして、補正パラメータ再計算部５０は、再計算データ決定部５１から再計算すべき動き補正パラメータの識別情報を取得した場合には、上述したように、対応する動き補正パラメータの補間による再計算を行うように構成される。したがって、再計算データ決定部５１は、ｋ空間に再配置すべきデータの採用および不採用の決定を行う機能を備えているということもできる。
次に磁気共鳴イメージング装置２０の動作および作用について説明する。
図７は、図３に示す磁気共鳴イメージング装置２０によりblade回転データ収集シーケンスを用いて被検体Ｐからデータを収集し、収集したデータに対して被検体Ｐの動き補正を行って被検体Ｐの画像を再構成する際の手順を示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。
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。
そして、ステップＳ１において、blade回転データ収集シーケンスによってk空間上におけるbladeの回転を伴ってデータ収集が行われる。すなわち、入力装置３３から撮影条件設定部４０にblade回転データ収集シーケンスの選択情報とともにshot数、TR、スライス数、スライス位置、blade数、blade位置等の各種パラメータが撮影条件の設定情報として入力されると、撮影条件設定部４０は入力装置３３からの情報に従って撮影条件を設定する。また、入力装置３３からシーケンスコントローラ制御部４１にデータ収集の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は撮影条件設定部４０からblade回転データ収集シーケンスを取得して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blade回転データ収集シーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器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。
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、デジタルデータのNMR信号である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ｋ空間データベース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。
ここで、k空間データはblade回転データ収集シーケンスによって収集されたデータであるため、スライスごとおよびbladeごとのデータとなる。また、k空間データは、被検体Ｐの動きの影響を受けているため、データから動きの影響を除去するために動き補正を行う必要がある。このk空間データの動き補正は、データ補正部４６において行われる。
そこで、ステップＳ２において、補正パラメータ算出部４７において動き補正のための動き補正パラメータが求められる。すなわち、補正パラメータ算出部４７は、上述したようにｋ空間データベース４２から取り込んだスライスおよびbladeごとのk空間データまたはk空間データにFTを施して得られる画像データのうちスライスごとに基準となるデータを決定する。そして、基準となるデータに対する相互相関係数が大きくなるように他のbladeからのデータを並進移動（または位相回転）および回転移動させる。これにより被検体Ｐの並進移動および回転移動による動きを補正するための実空間上における並進移動量および回転移動量或いはk空間上における位相変化量および回転移動量が動き補正パラメータとして算出される。
さらに、スライスおよびblade間におけるデータの重み付け処理を行う場合には、重み付け処理に必要となる相関重み係数もスライスおよびbladeごとに公知の方法で動き補正パラメータとして求めることができる。
次に、ステップＳ３において、動き補正部４８は、補正パラメータ算出部４７において算出されたスライスおよびbladeごとの動き補正パラメータを用いてそれぞれ対応するスライスおよびbladeごとのk空間データの動き補正を行う。すなわち、動き補正部４８は、k空間データを直接動き補正の対象とする場合には、スライスおよびbladeごとの各k空間データを位相変化量および回転補正量だけ位相回転および回転移動させる。また、画像データを動き補正の対象としている場合には、動き補正部４８は、並進補正量および回転補正量だけ画像データを並進移動および回転移動させる。
さらに、重み付け処理用の相関重み係数が動き補正パラメータとして算出されている場合には、スライスおよびbladeごとのk空間データまたは画像データに対して相関重み係数を用いた重み付け処理が行われる。
次に、ステップＳ４において、座標変換部４９は、動き補正部４８から取得した動き補正後のスライスごとおよびbladeごとのk空間データを用いてgridding処理を行うことによってスライスごとの直交座標系のk空間データを生成し、生成した直交座標系のk空間データをｋ空間データベース４２に書き込む。
次に、ステップＳ５において、画像再構成部４３は、ｋ空間データベース４２から動き補正後における直交座標系のｋ空間データを取り込んで２次元または３次元のFTを含む画像再構成処理を施すことにより実空間データである被検体Ｐの画像データを再構成し、再構成して得られた画像データを画像データベース４４に書き込む。
ここで、画像データは、マルチスライス収集されたk空間データから生成されているため、３次元データとなる。このため、被検体Ｐの画像を表示装置３４に表示させるためには、３次元の画像データから表示用に２次元の画像データを生成する必要がある。
そこで、ステップＳ６において、画像処理部４５は、画像データベース４４から３次元の画像データを取り込んでMIP処理やMPR処理等の画像処理を行って表示用の2次元の画像データを生成する。
そして、ステップＳ７において、画像処理部４５は、生成した表示用の画像データを表示装置３４に表示させる。これにより表示装置３４には、動き補正パラメータを用いた動き補正後の被検体Ｐの画像が表示される。
しかしながら、補正パラメータ算出部４７により算出された動き補正パラメータが異常な値になる場合があり、そのような場合に動き補正パラメータをそのまま用いてk空間データの動き補正を行って画像を再構成すると、画像上にアーティファクトが発生する。特に頭頂部から収集されたデータは、回転方向に対して等方性が高いため、実空間上の回転補正量やk空間上の位相変化量が異常値となる可能性が高い。そして、従来から頭頂部の回転方向に対する等方性に起因してCrinklingとよばれるアーティファクトが発生することが知られている。
従って、表示装置３４に表示された各スライスに対応する複数の画像に、アーティファクトが発生したスライス画像が含まれる場合がある。そこで、ユーザは入力装置３３を操作してコンピュータ３２に指示情報を与えることにより表示装置３４に表示された画像から、アーティファクトが出現している単一または複数のスライス画像を選択する。
また、入力装置３３の操作により、選択したスライス画像に対応する動き補正パラメータの再計算指示をコンピュータ３２に入力する。この動き補正パラメータの再計算指示は、例えばGUI (Graphical User Interface)技術により再計算指示ボタンを表示装置３４に表示させてマウス等の入力装置３３でクリックすることにより行うことができる。ただし、磁気共鳴イメージング装置２０の操作パネルに再計算指示のためのハードキーを設けてもよい。
入力装置３３からスライス画像の選択情報および動き補正パラメータの再計算指示がコンピュータ３２に入力されると、ステップＳ８においてデータ補正部４６の補正パラメータ再計算部５０は、動き補正パラメータの再計算指示があったと判定する。
そして、ステップＳ９において、補正パラメータ再計算部５０は、スライス画像を選択することによって指定された動き補正パラメータの再計算を行う。すなわち、選択された単一または複数のスライスに対応する動き補正パラメータを、他の複数のスライスに対応する動き補正パラメータを用いて、上述したように各スライスの実空間上の位置およびデータ収集時刻の一方または双方と動き補正パラメータの値との関係に基づく近似によって再計算する。この結果、異常値となっている動き補正パラメータが除去されて、空白部分となったスライスに対応する動き補正パラメータが他のスライスに対応する動き補正パラメータから補間される。換言すれば、異常値となった動き補正パラメータが正常な値に補正される。
そして、再計算された動き補正パラメータを用いた動き補正が再びステップＳ３において行われ、ステップＳ４からステップＳ６の処理を経てステップＳ７において画像が表示される。
ここで表示される画像は、適切な値に再計算された動き補正パラメータによって動き補正されているため、動き補正パラメータの異常に起因するアーティファクトは除去あるいは少なくとも低減されている。ここで、ユーザの利便性を考慮して、動き補正パラメータを再計算して得られたスライス画像の近傍に動き補正パラメータを再計算したことを示すメッセージやフラグ等の記号を表示するようにしてもよい。その場合には、補正パラメータ再計算部５０から画像処理部４５に動き補正パラメータを再計算して得られたスライス画像の識別情報が通知されるようにすればよい。
また、図７に示すフローチャートには、ユーザが入力装置３３を操作することによって手動により動き補正パラメータの再計算対象が指定される例を示したが、動き補正パラメータの再計算対象の決定を自動的に行うこともできる。
図８は、図３に示す磁気共鳴イメージング装置２０により動き補正パラメータの再計算対象の決定を自動的に行って動き補正を行う場合の手順を示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。尚、図７と同様のステップには同符号を付して説明を省略する。
動き補正パラメータの再計算対象の決定を自動的に行う場合には、ステップＳ１０において、再計算データ決定部５１が補正パラメータ算出部４７から全スライスおよび全bladeに対応する複数の動き補正パラメータを取得し、取得した動き補正パラメータが特異値であるか否かを判定するエラー検出処理を行う。そして、再計算データ決定部５１は、特異値と判定された動き補正パラメータに対応するスライスおよびbladeを補正パラメータ再計算部５０に通知する。
次に、ステップＳ１１において、補正パラメータ再計算部５０は、再計算データ決定部５１から通知されたスライスおよびbladeについての特異値となった動き補正パラメータの再計算を行う。
そして、図７に示すフローチャートと同様な手順で、動き補正後の画像が表示される。尚、図８には、全てのスライスについての動き補正パラメータが自動的に再計算される例を示したが、一旦、動き補正パラメータの再計算を行わずに得られた複数のスライス画像を表示させて、動き補正パラメータの再計算を行うbladeを自動的に決定するか否かをユーザがスライスごとに指示できるようにしてもよい。
また、動き補正パラメータの再計算を伴って生成されたスライス画像にフラグ等の識別記号を表示させれば、ユーザの利便性向上に繋がる。さらに、再計算データ決定部５１により動き補正パラメータの再計算が必要と判定された場合に、一旦、再計算前の動き補正パラメータを用いて生成されたスライス画像にフラグ等の識別記号を表示させ、ユーザからの動き補正パラメータの再計算の指示情報を受けた場合に、再計算後の動き補正パラメータを用いて生成されたスライス画像を表示させることもユーザの利便性向上に繋がる。
つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、blade回転データ収集シーケンスによりk空間において非直交状にスライスおよびbladeごとに収集されたデータに対する被検体の動き補正における信頼度を向上させるために、スライスやbladeごとの補正量をデータ収集点の空間的な位置関係やデータ収集時刻に基づいて再計算できるようにしたものである。すなわち、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、任意のスライスおよびbladeに対する動き補正量を他のスライスおよびbladeに対する動き補正量から補間によって求めることが可能である。
このため磁気共鳴イメージング装置２０によれば、動き補正パラメータが異常値となって求められた場合や不十分な精度で求められた場合であっても、適切な値に補正することができる。すなわち、異常値となった動き補正量を空間的および／または時間的に異なる、望ましくは近傍のデータに対する他の動き補正量から補間によって求めることができる。
このため、具体例としては、頭頂部の回転運動による回転補正量を十分な精度で求めることが困難な場合であっても、他のスライスやbladeからのデータに対する回転補正量から補間によって求めることができるため、補正エラーの発生の確率を低減させることができる。
このように、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、異常値となった動き補正量や不十分な精度の動き補正量に基づく動き補正が回避され、異常値となった動き補正量や不十分な精度の動き補正量に起因するアーティファクトの抑制および発生頻度の低減が可能となる。そして、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、安定した動き補正を保障することができる。
尚、上述した実施形態では、指定された動き補正パラメータが他の動き補正パラメータから近似によって再計算される例について説明したが、動き補正パラメータが異常値であるか否かを問わず近似を用いて全ての動きパラメータを補正するようにしても良い。ただし、その場合には、もともと正常値であり補正する必要のない動き補正パラメータの値が変わってしまうことから、異常値となっていない動き補正パラメータを十分な精度で求めることができる場合には、上述した実施形態の構成の方が望ましいと言える。
従来のblade回転データ収集シーケンスを用いたデータサンプリングの１例を示す図。 従来のblade回転データ収集シーケンスによるデータ収集によってk空間上のデータが埋められた状態を示す図。 本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す構成図。 図３に示すコンピュータの機能ブロック図。 被検体の頭部に体軸方向に沿って設定された複数のスライス上におけるそれぞれの並進移動量を示す補正ベクトルおよび回転移動量を示す回転角度の一例を示す図。 blade回転データ収集シーケンスによって収集される時系列のk空間データを時間方向に並べて示した図。 図３に示す磁気共鳴イメージング装置によりblade回転データ収集シーケンスを用いて被検体からデータを収集し、収集したデータに対して被検体の動き補正を行って被検体の画像を再構成する際の手順を示すフローチャート。 図３に示す磁気共鳴イメージング装置により動き補正パラメータの再計算対象の決定を自動的に行って動き補正を行う場合の手順を示すフローチャート。
符号の説明
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
２９ 送信器
３０ 受信器
３１ シーケンスコントローラ
３２ コンピュータ
３３ 入力装置
３４ 表示装置
３５ 演算装置
３６ 記憶装置
３７ 寝台
４０ 撮影条件設定部
４１ シーケンスコントローラ制御部
４２ ｋ空間データベース
４３ 画像再構成部
４４ 画像データベース
４５ 画像処理部
４６ データ補正部
４７ 補正パラメータ算出部
４８ 動き補正部
４９ 座標変換部
５０ 補正パラメータ再計算部
５１ 再計算データ決定部
Ｐ 被検体

Claims (9)

  1. 周波数空間において複数の平行なデータ収集軌跡により形成される帯状領域を繰り返し時間毎に回転させることによって被検体の複数のスライスから核磁気共鳴に基づくデータを収集するデータ収集手段と、
    前記データに対する前記被検体の動き補正を行うための補正パラメータを求める補正パラメータ算出手段と、
    前記データが収集された実空間位置および時間の少なくとも一方と前記補正パラメータの値との関係に基づいて前記補正パラメータの少なくとも一部を再計算する補正パラメータ再計算手段と、
    前記補正パラメータ再計算手段による再計算後の補正パラメータを含む補正パラメータを用いて前記データを補正するデータ補正手段と、
    前記データ補正手段による補正後におけるデータに基づいて画像データを生成する画像データ生成手段と、
    を備える磁気共鳴イメージング装置。
  2. 前記補正パラメータ再計算手段は、前記データが収集された実空間位置および時間の少なくとも一方と前記補正パラメータの値との関係を示す近似式を求め、前記近似式を用いて前記補正パラメータの少なくとも一部を再計算するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. 前記補正パラメータ再計算手段は、再計算前における補正パラメータの少なくとも一部を、前記近似式を用いて補間するように構成される請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 前記補正パラメータ再計算手段は、再計算前における補正パラメータの少なくとも一部を用いた最小２乗フィッティングによって前記近似式を求めるように構成される請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 前記補正パラメータ再計算手段は、前記データが収集された空間位置をパラメータとする１次式および前記データが収集された時間をパラメータとする２次式の少なくとも一方を項として含む近似式を求めるように構成される請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 前記補正パラメータ算出手段は、前記被検体の並進移動による実空間上における並進量、前記被検体の回転移動による実空間上における回転量、前記実空間上における並進量に対応する周波数空間上における位相変化量、前記実空間上における回転量に対応する周波数空間上の回転量、前記データの重み付けに用いられる相関重みおよび前記補正パラメータの少なくとも一部の再計算に用いられる補間係数の重みの少なくとも１つを前記補正パラメータとして求めるように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 被検体に静磁場を印加する静磁場発生手段と、
    前記被検体に傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生手段と、
    前記被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を誘起する高周波磁場パルスを照射する高周波磁場発生手段と、
    前記核磁気共鳴によって放出されるエコー信号を検出するエコー信号検出手段と、
    前記エコー信号のデータが配置される周波数空間において１本が前記周波数空間の原点を通る複数の平行なデータ収集軌跡を有する１ブレード分のエコー信号を繰り返し時間内に収集する動作を、互に異なる角度をなす複数のブレードについて繰り返し時間ごとに行うように前記傾斜磁場発生手段、前記高周波磁場発生手段およびエコー信号検出手段を制御する制御手段と、
    前記複数のブレードの相関情報に基づいて前記複数のブレード内のそれぞれのデータを体動補正するための補正パラメータを求める算出手段と、
    前記補正パラメータに基づいて前記複数のブレード内のそれぞれのデータを補正する補正手段と、
    前記補正手段により補正されたデータを前記周波数空間に再配置し、前記補正されたデータに基づいてフーリエ変換を伴って画像を再構成する画像再構成手段と、
    を備え、
    前記算出手段は、
    前記複数のブレード内のデータをそれぞれ再構成し、前記複数のブレードに対応して再構成された複数のデータの相互相関が高くなるように、または基準となるブレードに対応して再構成されたデータと各ブレードに対応して再構成されたデータとの関係に基づいて第１の補正パラメータをブレードごとに求め、前記複数のブレード内のデータが収集された実空間の位置情報または時間に基づいて前記第１の補正パラメータから第２の補正パラメータを求める、
    磁気共鳴イメージング装置。
  8. 前記複数のブレードの相関情報に基づいて前記周波数空間に再配置すべきデータの採用および不採用を決定する決定手段をさらに備える請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 前記複数のブレードの相関情報に基づく重み係数を用いて前記周波数空間に再配置される前記補正されたデータの重み付けを行う重み付け手段をさらに備える請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置。
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Families Citing this family (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20090323341A1 (en) * 2007-06-28 2009-12-31 Boundary Net, Incorporated Convective cooling based lighting fixtures
US20090002289A1 (en) * 2007-06-28 2009-01-01 Boundary Net, Incorporated Composite display
US7710115B2 (en) * 2007-09-14 2010-05-04 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Independent phase modulation for efficient dual-band 3D imaging
WO2009093517A1 (ja) * 2008-01-23 2009-07-30 Hitachi Medical Corporation 磁気共鳴イメージング装置及びマルチコントラスト画像取得方法
US20100019997A1 (en) * 2008-07-23 2010-01-28 Boundary Net, Incorporated Calibrating pixel elements
US20100020107A1 (en) * 2008-07-23 2010-01-28 Boundary Net, Incorporated Calibrating pixel elements
US20100019993A1 (en) * 2008-07-23 2010-01-28 Boundary Net, Incorporated Calibrating pixel elements
DE102009018062A1 (de) * 2009-04-20 2010-11-11 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Steuerung der Bildaufnahme und/oder Bildauswertung an einer Bildaufnahmeeinrichtung und Bildaufnahmeeinrichtung
DE102009049402B4 (de) * 2009-10-14 2012-09-27 Siemens Aktiengesellschaft Korrektur von Verzerrungen bei der diffusionsgewichteten Magnetresonanzbildgebung
US8396267B2 (en) * 2009-11-04 2013-03-12 International Business Machines Corporation Correcting subject motion in multiple resolutions in magnetic resonance imaging
DE102010012948B4 (de) * 2010-03-26 2012-04-26 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zum Ermitteln von Phasenkorrekturparametern und Magnetresonanzvorrichtung
US9064303B2 (en) * 2010-09-27 2015-06-23 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method configured to correct specific region data based on benchmark slice
US9513356B2 (en) 2011-05-20 2016-12-06 Hitachi, Ltd. Magnetic resonance imaging apparatus and reconstructed image acquisition method
DE102011082009B3 (de) 2011-09-01 2013-02-28 Siemens Aktiengesellschaft Schichtselektive Detektion und Korrektur von fehlerhaften Magnetresonanz-Bilddaten in Schicht-Multiplexing-Messsequenzen
KR101447547B1 (ko) 2012-11-23 2014-10-06 삼성전자주식회사 자기 공명 영상 촬상 방법 및 장치
WO2014160701A2 (en) * 2013-03-27 2014-10-02 Duke University Mri with repeated k-t -sub-sampling and artifact minimization allowing for free breathing abdominal mri
US10048343B2 (en) * 2013-05-17 2018-08-14 Hitachi, Ltd. Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
CN105473069B (zh) * 2013-09-03 2018-08-07 株式会社日立制作所 磁共振成像装置和磁共振成像方法
US9684979B2 (en) * 2013-09-30 2017-06-20 Siemens Healthcare Gmbh MRI 3D cine imaging based on intersecting source and anchor slice data
US9983283B2 (en) * 2015-03-16 2018-05-29 Toshiba Medical Systems Corporation Accelerated MRI using radial strips and undersampling of k-space
CN108577841B (zh) * 2018-02-23 2021-09-10 奥泰医疗系统有限责任公司 一种propeller技术中抑制非刚性运动的权重计算方法
JP7267752B2 (ja) * 2019-01-21 2023-05-02 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置及びｋ空間軌跡の補正方法
DE102019205914A1 (de) * 2019-04-25 2020-10-29 Albert-Ludwigs-Universität Freiburg Magnetresonanzmessung mit prospektiver Bewegungskorrektur

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0731606A (ja) * 1993-07-22 1995-02-03 Shimadzu Corp 磁気共鳴断層撮影装置
US6771068B2 (en) * 2001-05-10 2004-08-03 General Hospital Corporation System and method for providing real-time motion correction by utilizing navigators
WO2004095051A1 (en) * 2003-04-23 2004-11-04 Philips Intellectual Property & Standards Gmbh Method of reconstructing an mr image
WO2005023108A1 (ja) * 2003-09-05 2005-03-17 Hitachi Medical Corporation 磁気共鳴イメージング装置
JP4612000B2 (ja) * 2005-01-20 2011-01-12 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
US7023207B1 (en) * 2005-02-16 2006-04-04 General Electric Company Method and system of MR imaging with reduced radial ripple artifacts
EP1911400A4 (en) * 2005-07-27 2011-05-04 Hitachi Medical Corp MAGNETIC TOMOGRAPH
US7408345B2 (en) * 2006-02-06 2008-08-05 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Generalized MRI reconstruction with correction for multiple image distortion
DE102006033862B3 (de) * 2006-07-21 2007-12-06 Siemens Ag Verfahren zur dynamischen Magnet-Resonanz-Bildgebung sowie Magnet-Resonanz-Gerät
US8417007B2 (en) * 2007-12-10 2013-04-09 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
JP5591493B2 (ja) * 2008-07-17 2014-09-17 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置

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