JP5815722B2 - 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法 Download PDF

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Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴(Nuclear Magnetic Resonance：以下NMRという)信号を計測し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する核磁気共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging：以下MRIとする)技術に関し、特に、非直交系計測技術に関する。
MRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号(エコー信号)を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化する装置である。撮像においては、NMR信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコード、周波数エンコードが付与される。計測されたNMR信号は、2次元又は3次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。
計測されたNMR信号は、k空間(データ空間)に配置される。このとき、k空間の走査軌跡は、印加する傾斜磁場パターンによって、直交座標(Cartesian)系もしくは非直交座標(Non-Cartesian)系の2つに大別される。直交座標系k空間は、互いに直交する2軸または3軸の座標軸により規定されるデータ空間である。一方、非直交座標系k空間は、大きさと偏角から規定されるデータ空間である。以後、直交座標系の走査軌跡を得る計測を直交系計測、非直交座標系の走査軌跡を得る計測を非直交系計測と呼ぶ。
非直交系計測では、偏角を変化させながら、所定単位のk空間(単位k空間)を計測し、グリッディングと呼ばれる補間処理で直交座標系k空間に変換する。このとき、単位k空間毎に、k空間の中心付近を繰返し走査するため、呼吸など動きの影響が平均化される。このことから非直交系計測結果には、被検体の動きに起因する特定方向のアーチファクトが生じにくい特長がある。
非直交系計測には、ハイブリッドラディアル法と呼ばれる手法がある。ハイブリッドラディアル法による計測では、各単位k空間形状は、一般に長方形であり、ブレードと呼ばれる(例えば、非特許文献1参照)。このブレードの長軸方向を周波数エンコード方向、短軸方向を位相エンコード方向として傾斜磁場を印加し、エコー信号を得る。
ハイブリッドラディアル法では、直交系計測と同等の空間分解能を得るためには、π／2倍のエコー信号が必要となり計測時間が延長する。そのため、計測時間短縮の目的で各ブレードに対してパラレルイメージングを適用する技術がある(例えば、特許文献1、特許文献2参照)。このとき、ハイブリッドラディアル法では、ブレードごとにパラレルイメージングの演算を行う。従って、任意形状の折り返しを展開する、いわゆる一般化パラレルイメージングに比べて処理量が少なく、再構成時間も短くて済む。
米国特許7372269号明細書 米国特許7102348号明細書
非直交系計測は、直交系計測と異なり、複数の単位k空間のデータをグリッディングすることによりk空間を充填する。一般に、各単位k空間内では、周波数エンコード方向と位相エンコード方向とのサンプリングピッチが異なる。このため、データ密度が不均一になりアーチファクトが生じ、画質の向上を妨げている。
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、非直交系計測の長所を維持しながら、画質を向上させる技術を提供する。
本発明は、非直交系計測において、k空間内のデータ密度が不均一であることに起因するアーチファクトを低減する。このため、各単位k空間を逆フーリエ変換して画像化し、データ密度を高めたい方向に画像の視野を拡大し、視野拡大後の画像をフーリエ変換して前記視野を拡大した方向のk空間ピッチが小さくデータ量が増加した単位k空間としてグリッディングする。そして、この処理を全ブレードに対して繰り返す。
具体的には、非直交系計測により、単位k空間毎にエコー信号を計測し、単位k空間データを取得する計測部と、前記単位k空間データを補正し、補正後の単位k空間データを得る補正部と、前記補正後の単位k空間データを直交座標系k空間に再配置する再配置部と、前記再配置部で再配置後のデータを逆フーリエ変換することにより画像を再構成する画像化部と、を備え、前記補正部は、前記単位k空間データから単位k空間毎の画像である単位画像を再構成する単位画像化部と、前記単位画像の視野を拡大し拡大画像を得る視野拡大部と、前記拡大画像をフーリエ変換し、補正後の単位k空間データを得る単位信号化部と、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。
また、非直交系計測により、単位k空間毎にエコー信号を計測し、単位k空間データを取得する信号計測ステップと、前記単位k空間データから単位k空間毎の画像である単位画像を再構成する単位画像再構成ステップと、前記単位画像の視野を拡大し拡大画像を得る視野拡大ステップと、前記拡大画像をフーリエ変換し、補正後の単位k空間データを得る単位信号化ステップと、前記補正後の単位k空間データを直交座標系k空間に再配置する信号再配置ステップと、前記信号再配置ステップで再配置後のデータを逆フーリエ変換することにより画像を再構成する最終画像化ステップと、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法を提供する。
非直交系計測の長所を維持しながら、画質がさらに向上する。
第一の実施形態のMRI装置の機能構成図である。 (a)は、第一の実施形態の非直交系計測の撮像シーケンスを説明するための説明図であり、(b)は、(a)に示す撮像シーケンスで計測される単位k空間を説明するための説明図である。 従来の非直交系計測による撮像処理のフローチャートである。 第一の実施形態の演算系の機能ブロック図である。 第一の実施形態の撮像処理のフローチャートである。 第一の実施形態の補正処理を説明するための説明図である。 従来手法と第一の実施形態の手法との比較結果を説明するための説明図であり、(a)は、従来手法により得た最終画像、(b)は、第一の実施形態の手法により得た最終画像、(c)は、(a)の枠内の拡大図、(d)は、(b)の枠内の拡大図、(e)は、(c)のC1とC2とを結ぶ線分上の輝度プロファイルおよび(d)のD1とD2とを結ぶ線分上の輝度プロファイル、(f)は、(c)のC3とC4とを結ぶ線分上の輝度プロファイルおよび(d)のD3とD4とを結ぶ線分上の輝度プロファイルである。 従来手法と第一の実施形態の手法との比較結果を説明するための説明図であり、(a)は、従来手法で得た中心付近のk空間データ、(b)は、第一の実施形態の手法で得た中心付近のk空間データ、(c)は、(a)のA1とA2とを結ぶ線分上のプロファイルおよび(b)のB1とB2とを結ぶ線分上のプロファイル、(d)は、(a)のA3とA4とを結ぶ線分上のプロファイルおよび(b)のB3とB4とを結ぶ線分上のプロファイルである。 第一の実施形態の補正処理の変形例を説明するための説明図である。 第二の実施形態の演算系の機能ブロック図である。 第二の実施形態の撮像処理のフローチャートである。 第二の実施形態の撮像処理の変形例のフローチャートである。 従来の非直交系計測であって、ブレード毎にマルチチャンネル合成を行う撮像処理のフローチャートである。 第三の実施形態の撮像処理のフローチャートである。 従来手法と第三の実施形態の手法との比較結果を説明するための説明図であり、(a)は、従来手法により得た最終画像、(b)は、第三の実施形態の手法により得た最終画像、(c)は、(a)の枠内の拡大図、(d)は、(b)の枠内の拡大図、(e)は、(c)のC1とC2とを結ぶ線分上の輝度プロファイルおよび(d)のD1とD2とを結ぶ線分上の輝度プロファイル、(f)は、(c)のC3とC4とを結ぶ線分上の輝度プロファイルおよび(d)のD3とD4とを結ぶ線分上の輝度プロファイルである。
＜＜第一の実施形態＞＞
以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
最初に、本実施形態のMRI装置100の概要を図1に基づいて説明する。図1は、本実施形態のMRI装置100の全体構成を示すブロック図である。本実施形態のMRI装置100は、NMR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、静磁場発生系120と、傾斜磁場発生系130と、シーケンサ140と、高周波磁場発生系150と、高周波磁場検出系160と、演算系170とを備える。
静磁場発生系120は、垂直磁場方式であれば、被検体101の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体101の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置される。
傾斜磁場発生系130は、MRI装置100の座標系(静止座標系)であるX，Y，Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル131と、それぞれの傾斜磁場コイル131を駆動する傾斜磁場電源132とを備え、後述のシ−ケンサ140からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源132を駆動することにより、X，Y，Zの3軸方向に傾斜磁場を印加する。撮像時には、スライス面(撮像断面)に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体101に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交し、かつ、互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス(Gf)とを印加し、NMR信号(エコー信号)にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
高周波磁場発生系150は、被検体101の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体101にRFパルスを照射するもので、高周波発振器(シンセサイザ)152と変調器153と高周波増幅器154と送信側の高周波コイル(送信コイル)151とを備える。シンセサイザ152から出力された高周波パルスをシーケンサ140からの指令によるタイミングで変調器153により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器154で増幅し、被検体101に近接して配置された送信コイル151に供給することにより、RFパルスが被検体101に照射される。
高周波磁場検出系160は、被検体101の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号)を検出するもので、受信側の高周波コイル(受信コイル)161と信号増幅器162と直交位相検波器163とA/D変換器164とを備える。送信コイル151から照射された電磁波によって誘起された被検体101の応答のエコー信号が被検体101に近接して配置された受信コイル161で検出され、信号増幅器162で増幅された後、シーケンサ140からの指令によるタイミングで直交位相検波器163により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器164でディジタル量に変換されて、演算系170に送られる。
シーケンサ140は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスとを、所定の撮像シーケンスに従って繰り返し印加するよう制御する。シーケンサ140は演算系170の制御で動作し、被検体101の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を傾斜磁場発生系130、高周波磁場発生系150、および高周波磁場検出系160に送る。
演算系170は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、CPU171と、記憶装置172と、外部記憶装置173と、表示装置174と、入力装置175とを備える。例えば、高周波磁場検出系160からのデータを用い、被検体101の断層画像を再構成する。また、撮像シーケンスに従って、シーケンサ140に制御信号を送信する。再構成された断層画像は、表示装置174に表示されると共に、記憶装置172または外部記憶装置173に記録される。入力装置175は、操作者がMRI装置100の各種制御情報や演算系170で行う処理の制御情報を入力するもので、例えば、トラックボール又はマウス、及び、キーボードを備える。この入力装置175は表示装置174に近接して配置され、操作者が表示装置174を見ながら入力装置175を通してインタラクティブにMRI装置100の各種処理を制御する。
なお、図1において、送信コイル151と傾斜磁場コイル131とは、被検体101が挿入される静磁場発生系120の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体101に対向して、水平磁場方式であれば被検体101を取り囲むようにして設置される。また、受信コイル161は、被検体101に対向して、或いは取り囲むように設置される。
現在MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または機能を、2次元もしくは3次元的に撮像する。
演算系170のCPU171がシーケンサ140に制御信号を与える元となる撮像シーケンスは、RFパルスおよび傾斜磁場パルスの印加タイミングが定められるパルスシーケンスと、RFパルスおよび傾斜磁場パルスの印加強度、印加タイミング等を指定するパラメータとにより決定される。パルスシーケンスは、予め設定され、記憶装置172に保持される。また、パラメータは、入力装置175を介して操作者により撮像条件として設定される。
ここで、本実施形態で用いる、非直交系計測を実現するパルスシーケンスを説明する。
本実施形態では、非直交系計測を実現するパルスシーケンスとしてハイブリッドラディアル法を用いる場合を例にあげて説明する。
図2(a)は、本実施形態で用いるハイブリッドラディアル法による撮像シーケンス210を説明するための図である。また、図2(b)は、撮像シーケンス210によって計測(走査)されるk空間の単位k空間(以下、ブレード)220を説明するための図である。図2(a)において、RF、Gx、Gy，Echoの各軸は、それぞれ、RFパルス、2軸方向の傾斜磁場パルスの印加タイミング、およびエコー信号の取得タイミングを示す。
本実施形態の撮像シーケンス210は、FSE法にハイブリッドラディアル法を組み合わせたものである。FSE法では、1回の励起RFパルス211を印加後、次の励起RFパルス211の印加までの時間TRの間に、複数の再収束RFパルス212を印加し、再収束RFパルス212の印加毎にエコー信号215を取得する。このとき、各エコー信号215には異なる位相エンコードを付与する。ハイブリッドラディアル法は、エコー信号が配置されるk空間を、k空間の原点を通る計測軌跡を有する単位k空間(ブレード)220であって、k空間の座標軸に対する計測軌跡の角度である回転角θが互いに異なる複数の単位k空間(ブレード)220に分割して計測する。
本実施形態で用いる撮像シーケンス210では、1回のTR間に、図2(b)に示す、k空間の原点を含む長方形の領域である単位k空間(ブレード)220内を計測する。これを、TR毎に、ブレード220がk空間のkx軸となす角度(回転角θ)を変化させて繰り返し、k空間全体を計測する。傾斜磁場パルス213、214の波形は、このようなk空間走査(計測)を実現するよう決定される。
なお、得られたエコー信号215は、グリッディング処理後、画像化される。グリッディング処理とは、非直交系計測で取得したデータをk空間の格子点の座標(直交座標系k空間)に再配置する処理である。k空間は、規則正しい格子点の座標を有する。しかし、非直交系計測で取得したデータは、k空間に対して異なる軌跡(座標)を通るため、k空間の格子点座標と一致しない。グリッディング処理では、これらの非直交系計測で取得したデータを、補間処理により規則正しい格子点座標(直交座標系k空間)に再配置する。
補間処理は、sinc関数やKaiser-Bessel関数の補間用関数を用いて行うことができる。
以下、上記撮像シーケンス210を用いて取得したエコー信号215から画像を再構成する、本実施形態の撮像処理を説明する。本実施形態の撮像処理の説明に先立ち、従来の撮像処理を、図3のフローチャートに従って説明する。
撮像シーケンス210を用い、1の単位k空間(ブレード)220のエコー信号215を計測し(ステップS1110)、得られたエコー信号215をブレード回転角θに合わせてk空間に配置する。その後、グリッディング処理を行う(ステップS1120)。ステップS1101およびS1102の処理を全ブレードについて行う(ステップS1130)。そして、得られた全k空間データに対し2次元逆フーリエ変換を行い(ステップS1140)、画像を再構成する。そして、チャンネル数が1以上の場合(マルチチャンネル)、最後に、各チャンネルの画像を合成するマルチチャンネル合成する(ステップS1150)。ここでマルチチャンネル数は、1以上の整数とする。
本実施形態では、非直交系計測において、非直交系計測の長所は維持しつつ、x方向とy方向とのサンプリングピッチを同程度にすることにより、k空間内でのデータ配置の疎密を低減し、データ密度の不均一を解消し、アーチファクトを低減する。疎密の低減は、各単位k空間データで行う。
これを実現するため、本実施形態の演算系170は、図4に示すように、非直交系計測のパルスシーケンスである撮像シーケンス210に従いエコー信号を取得し、k空間に配置し、単位k空間データを得る計測部310と、計測部310が取得した単位k空間データを、上記目的を達成するよう補正し、補正後の単位k空間データを得る補正部320と、補正部320により補正後の単位k空間データを直交座標系k空間に再配置する再配置部330と、再配置されたデータから画像を再構成する画像化部340と、マルチチャンネルの場合、チャンネル毎の画像を合成する合成部350と、を備える。
演算系170の各部の機能は、CPUが記憶装置に予め記憶されたプログラムをメモリにロードして実行することにより実現する。
本実施形態の演算系170の各部による撮像処理の流れを、図5を用いて説明する。本実施形態では、受信コイル161に、2以上のチャンネルを有するマルチチャンネルコイルを用いる場合を例にあげて説明する。
本実施形態では、まず、計測部310は、非直交系計測である撮像シーケンス210により、チャンネル毎に1の単位k空間(ブレード)のエコー信号を計測し(ステップS1210)、得られたエコー信号をブレード回転角に合わせてk空間に配置する。これにより、計測部310は、チャンネル毎の単位k空間データを得る。
その後、補正部320は、チャンネル毎の単位k空間データを補正する補正処理を行う(ステップS1220)。補正処理により、チャンネル毎の補正後の単位k空間データを得る。補正処理の詳細は後述する。
そして、再配置部330は、チャンネル毎の補正後の単位k空間データに対し、グリッディング処理を行う(ステップS1230)。演算系170は、ステップS1210からステップS1230の処理を全ブレードについて行い(ステップS1240)、チャンネル毎の、グリッディング処理後の全k空間データを得る。そして、画像化部340は、得られたチャンネル毎の全k空間データに対し2次元逆フーリエ変換を行い(ステップS1250)、チャンネル毎の画像(最終画像)を再構成する。
最後に、合成部350は、得られたチャンネル毎の最終画像を、マルチチャンネル合成する(ステップS1260)。なお、マルチチャンネル合成は、絶対値合成、複素合成のいずれであってもよい。また、複素数合成の場合、各チャンネルデータに対して位相補正が含まれてもよい。
次に、上記ステップS1220の補正部320による、チャンネル毎のブレードの補正処理について、図を用いて説明する。本実施形態の補正部320は、図5に示すように、撮像シーケンス210を用いた非直交系計測において、ブレードの計測を終える毎に、ブレード毎に補正処理を行う。このため、本実施形態の補正部320は、図4に示すように、ブレード毎のエコー信号である単位k空間データを逆フーリエ変換し、単位画像を再構成する単位画像化部321と、単位画像の視野を拡大し、拡大画像を得る視野拡大部322と、拡大画像をフーリエ変換し、ブレード毎の補正後のエコー信号である補正後の単位k空間データを得る単位信号化部323と、を備える。
ここでは、図6に示すように、1のブレード(単位k空間データ)410を取り上げ、本実施形態の補正部320による補正処理を説明する。このブレード410は、短軸方向の幅をN＊Δkyとする。ここで、Nは、ブレード410内の位相エンコード数を表す1以上の整数である。また、Δkyは、位相エンコード方向のk空間ピッチであり、以下の式(1)で規定される。
Figure 0005815722
 ここで、FOVyは、位相エンコード方向の視野である。
上記ステップS1220の補正処理において、まず、単位画像化部321は、上記ブレード410を2次元逆フーリエ変換し(ステップS1221)、画像化する。これにより、単位画像化部321は、y方向の視野がFOVyの単位画像420を得る。
次に、視野拡大部322は、単位画像420の視野を拡大し(ステップS1222)、視野拡大後の単位画像(拡大単位画像)430を得る。視野は、視野を拡大したい方向に、予め定めた画素値の画素を所定数、追加することにより拡大する。視野を拡大したい方向は、k空間のピッチを密にする方向である。本実施形態では、位相エンコード方向ky方向に視野を拡大するものとする。従って、本実施形態では、単位画像420のy方向の両端部に、予め定めた画素値の画素を追加する。図6では、予め定めた画素値としてゼロを用いる場合、すなわち、位相方向にゼロ詰めすることにより視野を拡大する場合を例示する。
なお、追加する画素の画素値は、ゼロに限られない。例えば、追加領域に隣接する単位画像420の画素の画素値としてもよい。また、単位画像420のバックグラウンドノイズの値が予め分かっている場合は、その値としてもよい。
また、視野拡大率は、ky方向(位相エンコード方向)の密度を高めるよう決定する。
好ましくは、kx方向とky方向とのピッチが合致し、データの疎密が解消するよう決定する。図6には、FOVyの1／2ずつ、y方向の両側に追加し、視野を2倍にする場合を例示する。すなわち、視野拡大率を2とする場合である。従って、図6の例では、視野拡大部322による視野拡大処理により、位相エンコード方向の視野は、FOVyからFOVy＊2に拡大する。
次に、単位信号化部323は、視野拡大後の単位画像である拡大単位画像430を2次元フーリエ変換し(ステップS1223)、補正後のk空間データである補正後ブレード440を得る。補正後ブレード440の位相エンコード数は、NからN＊2に増加する。
一方、位相エンコード方向のk空間ピッチは、ΔkyからΔky’に縮小する。なお、Δky’は、以下の式(2)で規定される。
Figure 0005815722
 式(2)で表されるように、補正後ブレード440は、短軸方向の幅がN＊Δky(＝N＊2＊Δky’)となり、補正前のブレード410と短軸方向の幅が同じとなる。
このように、ブレード410は、本実施形態の補正処理を行うことにより、ブレード内の位相エンコード数は増加するが、それに反比例して位相エンコード方向のk空間ピッチが縮小する。このため、k空間上での短軸方向(位相エンコード方向)の幅は変化しないが、同方向のピッチは増加する。
なお、本実施形態では、位相エンコード方向の視野拡大率を便宜上2倍として説明したが、視野拡大率は1以上であれば良く、また小数であっても良い。なお、視野拡大率をn(nは1以上の整数)とし、ブレード410に本実施形態の補正処理を行い、位相エンコード方向の視野をn倍に拡大する場合、補正後ブレード440内の位相エンコード数はn倍に増加する。一方、補正後ブレード440の位相エンコード方向のk空間ピッチΔky’は、以下の式(3)のように、補正前のブレード410の位相エンコード方向のk空間ピッチΔkyの1/n倍となる。
Figure 0005815722
 このように、本実施形態は、図3に示す従来の非直交系計測の撮像処理に、補正処理が追加されたものである。
なお、本実施形態の補正処理では、ゼロ詰めという手法を用いているが、これを、k空間データを逆フーリエ変換にて画像化した画像上で行っている点が重要である。ゼロ詰め処理という観点では、k空間の高周波領域にゼロ詰めした後に逆フーリエ変換する、いわゆるゼロ詰め再構成という技術が既知である。しかし、この既知のゼロ詰め再構成は、k空間上で行うものであり、逆フーリエ変換で得られる画像の、見かけの空間分解能を向上させることを目的とする技術である。従って、既知のゼロ詰め再構成技術は、画像上でゼロ詰めを行い、非直交系計測のデータ密度を均一にすることを目的とする本実施形態の技術とは異なる。
以下、本実施形態の補正処理による効果を示すため、図3に示す従来法による撮像処理で得た最終画像と図5に示す本実施形態の補正処理を含む撮像処理で得た最終画像との比較結果を図7に示す。
図7(a)は、従来法により得た最終画像511、図7(b)は、本実施形態の補正処理を行って得た最終画像521、図7(c)は、図7(a)の中心部(枠内)512を拡大した画像513、図7(d)は、図7(b)の中心部(枠内)522を拡大した画像523、図7(e)は、図7(c)および図7(d)の、それぞれ、C1とC2とを結ぶ線分上の輝度プロファイル514およびD1とD2とを結ぶ線分上の輝度プロファイル524である。また、図7(f)は、図7(c)および図7(d)の、それぞれ、C3とC4とを結ぶ線分上の輝度プロファイル515およびD3とD4とを結ぶ線分上の輝度プロファイル525である。図7(e)および図7(f)において、横軸は画素内位置〔pixel〕を示し、縦軸は画素値である。
これらの図からわかるように、従来法により得た最終画像511、513には、アーチファクトが生じているが、本実施形態の補正処理を施すことにより、アーチファクトは消失した。特に、図7(e)、図7(f)の輝度プロファイル514、524、515、525では、本実施形態の補正処理を施すことにより、図中矢印531、532、533で示す位置で、特にアーチファクトが低減し、輝度プロファイルが滑らかになっていることがわかる。
また、図8(a)は、従来法で得た、最終画像を再構成する直前のk空間データの中心付近のデータ(64×64ピクセル)のデータ密度516を、図8(b)は、本実施形態の補正処理を施すことにより得た、最終画像を再構成する直前のk空間データの中心付近のデータ(64×64ピクセル)のデータ密度526を、それぞれ示す。さらに、図8(c)は、図8(a)および図8(b)の、それぞれ、A1とA2とを結ぶ線分上のプロファイル517およびB1とB2とを結ぶ線分上のプロファイル527である。また、図8(d)は、図8(a)および図8(b)の、それぞれ、A3とA4とを結ぶ線分上のプロファイル518およびB3とB4とを結ぶ線分上のプロファイル528である。図8(c)および図8(d)において、横軸は画素内位置〔pixel〕を示し、縦軸は画素値である。
これらの図からわかるように、従来法では不均一な分布を示すデータ密度が、本実施形態の補正処理を施すことにより均一になった。これは、図8(c)および図8(d)のプロファイル517、527、518、528が、本実施形態の補正処理を施すことにより、データ密度の振動が抑制されて均一になっていることからもわかる。
なお、本実施形態では、受信コイル161に2以上のチャンネルを有するマルチチャンネルコイルを用いる場合を例にあげて説明したが、チャンネル数は1であってもよい。この場合は、図5におけるステップS1260のマルチチャンネル合成の処理は行わなくてもよい。また、合成部350は備えなくてもよい。
以上説明したように、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置(MRI装置)100は、非直交系計測により、単位k空間毎にエコー信号を計測し、単位k空間データを取得する計測部310と、前記単位k空間データを補正し、補正後の単位k空間データを得る補正部320と、前記補正後の単位k空間データを直交座標系k空間に再配置する再配置部330と、前記再配置部330で再配置後のデータを逆フーリエ変換することにより画像を再構成する画像化部340と、を備え、前記補正部320は、前記単位k空間データから単位k空間毎の画像である単位画像を再構成する単位画像化部321と、前記単位画像の視野を拡大し拡大画像を得る視野拡大部322と、前記拡大画像をフーリエ変換し、補正後の単位k空間データを得る単位信号化部323と、を備える。
用いる受信コイル161が、複数のチャンネルを有するマルチチャンネルコイルの場合、
前記チャンネル毎に得られる最終画像を合成する合成部350をさらに備え、前記計測部310は、前記コイル151を用い、前記チャンネル毎に前記エコー信号を計測して前記単位k空間データを得、前記補正部320は、前記チャンネル毎に前記単位k空間データを補正して前記補正後の単位k空間データを得、前記再配置部330は、前記チャンネル毎に前記補正後の単位k空間データを再配置し、前記画像化部340は、前記チャンネル毎に前記最終画像を得、前記合成部350が合成する画像は、前記チャンネル毎の最終画像である。
すなわち、本実施形態によれば、非直交系計測の、単位計測毎に、得られた単位k空間データを逆フーリエ変換して画像化し、データ密度を高めたい方向に画像の視野を拡大する。そして、視野拡大後の画像をフーリエ変換し、視野を拡大した方向のk空間ピッチが小さくてデータ量が増加した補正後単位k空間データを得る。そして、補正後の単位k空間データをグリッディングし、最終画像を再構成する。
従って、本実施形態によれば、非直交系計測を用いることにより、体動アーチファクトを低減できる。また、得られたk空間データから画像を再構成する際、上記補正処理を行うため、各単位k空間において、エンコード方向毎のデータ密度の差が低減し、データ密度の不均一に起因するアーチファクトが低減する。
このように、本実施形態によれば、非直交系計測の長所を損なうことなく、データ密度不均一に起因するアーチファクトも低減し、画質を改善することができる。
なお、本実施形態の補正処理においては、補正前のブレード410内のエコー信号から単位画像420を再構成する時と、視野拡大後の再構成画像(拡大単位画像)430から補正後ブレード440内のエコー信号を得る時と、2回フーリエ変換を行う。処理対象のデータ数が2のべき乗の場合、フーリエ変換のアルゴリズムとして、高速フーリエ変換(FFT； Fast Fourier Transform)を用いることができる。例えば、補正前のブレード410内の位相エンコード数Nが2のべき乗数の場合、視野拡大後の画像の位相エンコード方向のピクセル数が2のべき乗の場合、などである。しかし、2のべき乗でない場合は、FFTを用いることができない。
一般に、本実施形態の処理対象のデータ数を規定する位相エンコード数は、画像のコントラストや撮像時間などから決定するため、必ずしも2のべき乗数にはならない。このような場合、フーリエ変換のアルゴリズムとして、離散フーリエ変換(DFT； Discrete Fourier Transform)を用いる。
しかし、DFTは、FFTに比べ、処理時間が長い。特に、本実施形態では、各ブレードで正逆フーリエ変換を繰り返すため、フーリエ変換として処理時間の長いDFTを用いると補正処理にかかる時間が長くなる。
以下、各ブレード410の位相エンコード数によらず、単位画像を得るための逆フーリエ変換にFFTを適用可能とする補正処理の変形例を、図9を用いて説明する。ここでは、上記同様、補正前のブレード410の、位相エンコード数をN(Nは1以上の整数)とする。
まず、単位画像化部321は、フーリエ変換により単位画像を再構成する前に、補正前のブレード410の位相エンコード方向の位相エンコード数を2のべき乗にする。そして、位相エンコード数が2のべき乗であるブレード411を得る。ここでは、位相エンコード方向にaエンコード分位相エンコード方向にゼロ詰めし、位相エンコード数をN＋a(2のべき乗数)にする。従って、ブレード411をゼロ詰めブレード411と呼ぶ。なお、増大させるエンコード数aは、以下の式(4)で算出する。
Figure 0005815722
 ここで、式中のceil()は、括弧内の値に対して小数点以下を切り上げて整数化する演算子である。また、式中のCは、ゼロ詰め後の位相エンコード数を規定するパラメータであり、0以上の整数とする。通常の場合、Cは0で良いが、1以上を用いてもよい。1以上の値を用いることにより、各ゼロ詰めブレード411の位相エンコード方向の周期性を高めてフーリエ変換の精度を高めることができる。また、Nが2のべき乗数のとき、Cを1以上としても良い。
なお、このとき、ゼロ詰めブレード411のk空間の位相エンコード方向のピッチは、ブレード410同様、Δkyである。一方、短軸方向の幅は、(N＋a)＊Δkyである。
その後、単位画像化部321は、ゼロ詰めブレード411を、2次元逆フーリエ変換することで画像化し、単位画像421を得る。なお、単位画像421のy方向の視野は、FOVyである。
次に、視野拡大部322は、上記本実施形態の手法で単位画像421の視野を拡大し、拡大単位画像431を得る。ここでは、上記実施形態同様、視野拡大率を2とすると、拡大単位画像431のy方向の視野は、FOVy＊2となる。
そして、単位信号化部323は、拡大単位画像431を2次元フーリエ変換し、補正後のk空間データである、補正後のゼロ詰めブレード441を得る。補正後のゼロ詰めブレード441では、位相エンコード数が(N＋a)から(N＋a)＊2に増加する。一方、位相エンコード方向のk空間ピッチは、ΔkyからΔky’に縮小する。なお、Δky’は、上記式(2)で規定されるものであり、Δky’＝0．5／FOVyである。
そして、単位信号化部323は、単位画像化部321が追加したエンコード数aに対応する領域を、補正後のゼロ詰めブレード441から取り除き、補正後の単位k空間である補正後ブレード440を得る。ここでは、補正後のゼロ詰めブレード441の中心のN＊2位相エンコード分の領域を切り出し、補正後ブレード440を得る。得られる補正後ブレード440は、短軸方向の幅がN＊2＊Δky’、すなわち、N＊Δkyのk空間データとなり、補正前のブレード410と短軸方向の幅が同じk空間データとなる。
すなわち、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置(MRI装置)100において、前記単位画像化部321が、前記単位k空間データを、処理対象データ数が2のべき乗となるようゼロ詰め後、当該ゼロ詰め後の単位k空間データから前記単位画像を再構成し、前記単位信号化部323が、前記拡大画像をフーリエ変換後、前記単位画像化部が前記単位k空間データに行ったゼロ詰め部分を取り除き、前記補正後の単位k空間データを得るよう構成する。
このように、処理対象のデータ数を2のべき乗とするブレードのゼロ詰め処理を追加することにより、逆フーリエ変換にFFTを用いることができる。従って、単位ブレードから単位画像の再構成を高速化することができ、撮像処理全体の時間を短縮できる。
＜＜第二の実施形態＞＞
次に、本発明の第二の実施形態を説明する。本実施形態では、パラレルイメージングを用いる。パラレルイメージング法は、複数の受信コイルでエコー信号をパラレルに受信し、各受信コイルの感度分布を用いて処理する技術である。パラレルイメージング法では、エコー信号を間引いて収集することにより撮像を高速化する。
本実施形態のMRI装置は、基本的に第一の実施形態のMRI装置100と同様の構成を有する。また、本実施形態の演算系170が実現する各機能も基本的に同様である。ただし、本実施形態では、パラレルイメージングを行うため、受信コイル161は、複数の単位コイル(チャンネル)から構成される。また、本実施形態の演算系170は、図10に示すように、第一の実施形態が備える各構成に加え、パラレルイメージング演算を行うパラレル演算部(PI演算部)360を備える。また、本実施形態の計測部310は、パラレルイメージング用の計測を行う。一方、パラレルイメージング演算内で各チャンネル毎の画像が合成されるため、本実施形態の演算系170は、合成部350を備えない。
以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。説明にあたり、第一の実施形態同様、非直交系計測としてハイブリッドラディアル法にFSE法を組み合わせた撮像シーケンスを用いる場合を例にあげる。
本実施形態の計測部310は、第一の実施形態と同様の撮像シーケンスに従って計測を行うが、各ブレードでエコー信号を間引いて計測する。間引き率は予め定めておく。
本実施形態のPI演算部360は、単位画像化部321が再構成した、ブレード毎の画像において、パラレルイメージング演算を行う。すなわち、本実施形態では、単位画像に生じた折り返しを、感度分布を用いて展開する。なお、ブレード毎に適用するパラレルイメージングがセルフキャリブレーション型である場合、計測したブレードデータから、各感度分布を算出する。または、計測したブレードデータを一度グリッディングし、k空間中心領域のみを抽出したデータから感度分布を算出する。
セルフキャリブレーション型パラレルイメージングの場合、計測部310は、ブレードデータを、k空間中心部分を密に、それ以外の部分を疎に取得する。密に取得したk空間中心部分が各チャンネルの感度分布を表すため、PI演算部360は、この領域のデータを抽出して、パラレルイメージングの演算に用いる感度分布を算出する。なお、適用するパラレルイメージングがセルフキャリブレーション型でない場合、本処理は省略する。
以下、本実施形態の演算系170による撮像処理の流れを、図11を用いて説明する。
ここでは、セルフキャリブレーション型のパラレルイメージングを用いる場合を例にあげて説明する。
本実施形態の撮像処理の概略は、基本的に第一の実施形態と同様である。すなわち、まず、計測部310は、エコー信号の計測を行い(ステップS2110)、チャンネル毎の単位k空間データを得る。このとき、本実施形態では、パラレルイメージング法を用い、エコー信号を間引いて計測する。次に、PI演算部360は、計測結果から感度分布を算出する(ステップS2120)。
その後、本実施形態では、補正部320は、単位k空間データを補正する補正処理を行う(ステップS2130)。
本実施形態の補正処理では、まず、単位画像化部321が、チャンネル毎の単位k空間データ(ブレード)を2次元逆フーリエ変換し(ステップS2131)、チャンネル毎の単位画像を得る。
次に、得られたチャンネル毎の単位画像に対し、PI演算部360が、パラレルイメージング演算を行い(ステップS2132)、折り返しが展開され、各チャンネルの画像が合成された展開単位画像を得る。
展開単位画像に対し、視野拡大部322が、第一の実施形態と同様の手法で視野を拡大し(ステップS2133)、拡大単位画像を得る。このとき、視野拡大率には予め定められた値を用いる。
そして、単位信号化部323が、第一の実施形態と同様の手法で、拡大単位画像を2次元フーリエ変換し(ステップS2134)、補正後の単位k空間データである補正後のブレードを得る。
以上の手順により補正処理を終えると、再配置部330は、補正後のブレードに対し、グリッディング処理を行う(S2140)そして、演算系170は、ステップS2110からステップS2140の処理を全ブレードについて行う(ステップS2150)。その後、画像化部340は、得られた全k空間データに対し2次元逆フーリエ変換を行い(ステップS2160)、画像(最終画像)を再構成する。
以上説明したように、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置(MRI装置)100は、非直交系計測により、単位k空間毎にエコー信号を計測し、単位k空間データを取得する計測部310と、前記単位k空間データを補正し、補正後の単位k空間データを得る補正部320と、前記補正後の単位k空間データを直交座標系k空間に再配置する再配置部330と、前記再配置部330で再配置後のデータを逆フーリエ変換することにより画像を再構成する画像化部340と、を備え、前記補正部320は、前記単位k空間データから単位k空間毎の画像である単位画像を再構成する単位画像化部321と、前記単位画像の視野を拡大し拡大画像を得る視野拡大部322と、前記拡大画像をフーリエ変換し、補正後の単位k空間データを得る単位信号化部323と、を備える。
そして、感度分布を用いて折り返しを展開するパラレルイメージング演算を行うパラレル演算部360をさらに備え、前記計測部310は、前記非直交系計測において、前記エコー信号を間引いて計測する。また、前記パラレル演算部360は、前記単位画像の折り返しを展開し、展開単位画像を得、前記視野拡大部322は、前記単位画像として前記展開単位画像を用いる。
すなわち、本実施形態によれば、間引いて計測される非直交系計測の単位計測毎に、得られた単位k空間データを補間後、逆フーリエ変換して画像化し、データ密度を高めたい方向に画像の視野を拡大する。そして、視野拡大後の画像をフーリエ変換し、視野を拡大した方向のk空間ピッチが小さく、データ量が増加した補正後の単位k空間データを得る。そして、補正後の単位k空間データをグリッディングし、最終画像を再構成する。
従って、本実施形態によれば、非直交系計測を用いることにより、体動アーチファクトを低減できる。また、第一の実施形態同様、上記補正処理を行うため、各単位k空間において、エンコード方向毎のデータ密度の差が低減し、データ密度の不均一に起因するアーチファクトが低減する。さらに、本実施形態によれば、計測を間引いて行うパラレルイメージング法を用いるため、画質の低下を最小限に抑えながら、計測時間を短縮することができる。
また、本実施形態によれば、マルチチャンネル合成がパラレルイメージング演算内でブレード単位で行われる。最終画像でマルチチャンネル合成を行う場合、チャンネル数の最終画像を得るため、チャンネル数の全k空間データのグリッディング処理が必要となる。
グリッディング処理は、演算量が多いため、マルチチャンネルコイルのコイル数が多いと、処理に係る時間が長くなる。しかし、本実施形態によれば、単位k空間(ブレード)毎にマルチチャンネル合成が行われる。すなわち、グリッディング処理前にマルチチャンネル合成を行うため、グリッディング処理は、1の全k空間データに対してのみ行えばよい。従って、演算量が少なく、その分、処理時間も短くて済む。
従って、本実施形態によれば、非直交系計測の特徴を損なうことなく、画質をさらに向上させ、かつ、全撮像時間を短縮することができる。
なお、本実施形態では、パラレルイメージングの展開処理を、画像に対して行うよう構成しているが、これに限られない。例えば、k空間データにおいて展開を行うk空間パラレルイメージングを用いてもよい。
k空間パラレルイメージングを用いる場合の、演算系170の各部による撮像処理の流れを図12に従って説明する。図12は、k空間パラレルイメージングを用いる場合の撮像処理の処理フローである。ここでも、セルフキャリブレーション型を用いる場合を例にあげて説明する。
まず、計測部310は、各ブレードでエコー信号を間引いて計測し(ステップS2210)、チャンネル毎の単位k空間データを得る。このとき、計測部310は、本実施形態同様、パラレルイメージング法を用い、エコー信号を間引いて計測する。そして、PI演算部360は、計測結果から感度分布を算出する(ステップS2220)。そして、PI演算部360は、計測したブレードの間引いたエンコード位置のデータを、算出した感度分布を用いたパラレルイメージング演算により求める(ステップS2230)。ここで、チャンネル毎の単位k空間データの合成も行われる。そして、PI演算部360は、補間単位k空間データを得る。
パラレルイメージング処理後のブレードのデータである補間単位k空間データに対し、補正部320は、補正処理を行う(ステップS2240)。補正処理として、まず、単位画像化部321は、補間単位k空間データを2次元逆フーリエ変換することにより画像化し(ステップS2241)、単位画像を得る。次に、視野拡大部322は、第一の実施形態と同様の手法で単位画像の視野を拡大し(ステップS2242)、拡大単位画像を得る。そして、単位信号化部323は、第一の実施形態と同様の手法で、拡大単位画像を2次元フーリエ変換し(ステップS2243)、補正後ブレードである補正後の単位k空間データを得る。
以上の手順により補正処理を終えると、再配置部330は、補正後の単位k空間データに対し、グリッディング処理を行う(ステップS2250)。演算系170は、ステップS2210からS2250までの処理を全ブレードについて行う(ステップS2260)。そして、画像化部340は、得られた全k空間データに対し、2次元逆フーリエ変換を行い(ステップS2270)、最終画像を再構成する。
すなわち、k空間パラレルイメージングを用いる場合、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置(MRI装置)100において、前記パラレル演算部360は、前記単位k空間データを補間し、補間単位k空間データを得、前記単位画像化部321は、前記補間単位k空間データから前記単位画像を再構成する。
なお、このk空間パラレルイメージング演算においては、各チャンネルの単位k空間データを合成しなくてもよい。この場合、演算系170は、合成部350を備え、ステップS2241の逆フーリエ変換後、合成部350が、チャンネル毎の画像を合成する。
＜＜第三の実施形態＞＞
次に、本発明の第三の実施形態を説明する。第一の実施形態では、チャンネル毎に最終画像を得、最後にマルチチャンネル合成を行う。一方、本実施形態では、単位k空間から再構成した単位画像毎にマルチチャンネル合成を行う。
本実施形態のMRI装置は、基本的に第一の実施形態のMRI装置100と同様の構成を有する。また、本実施形態の演算系170を構成する各部も第一の実施形態と同様である。ただし、マルチチャンネル合成を行うタイミングが異なるため、撮像処理の流れが異なる。
以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。本実施形態においても、第一の実施形態同様、非直交系計測としてハイブリッドラディアル法にFSE法を組み合わせた撮像シーケンス210を用いる場合を例にあげて説明する。
また、本実施形態では、受信コイル161は、2以上のチャンネルを有するマルチチャンネルコイルとする。
本実施形態の撮像処理の流れの説明に先立ち、本実施形態の補正処理を行わない、従来の撮像処理であって、各ブレードから再構成された画像ごとにマルチチャンネル合成を行う撮像処理の流れを説明する。図13は、従来の撮像処理の処理フローである。
まず、撮像シーケンス210を用い、各チャンネルの、1の単位k空間(ブレード)のエコー信号を計測する(ステップS3110)。そして、各チャンネルの、単位k空間データを2次元逆フーリエ変換し(ステップS3120)、各チャンネルの単位画像を得る。次に、各チャンネルの単位画像をマルチチャンネル合成する(ステップS3130)。
マルチチャンネル合成後の単位画像をフーリエ変換し(ステップS3140)、k空間データに戻す。続いて、ブレード回転角に応じてグリッディング処理を行う(ステップS3150)。ステップS3110からステップS3150までの処理を、全ブレードについて行い(ステップS3160)、得られた全k空間データを2次元逆フーリエ変換し(ステップS3170)、最終画像を得る。
次に、本実施形態の演算系170の各部による撮像処理の流れを図14に従って説明する。図14は、本実施形態の撮像処理の処理フローである。
まず、計測部310は、非直交系計測である撮像シーケンス210により、チャンネル毎に1の単位k空間(ブレード)のエコー信号を計測し(ステップS3210)、得られたエコー信号をブレード回転角に合わせてk空間に配置する。これにより、本実施形態では、チャンネル毎の単位k空間データを得る。
その後、本実施形態では、補正部320が、チャンネル毎の単位k空間データを補正する補正処理を行うとともに、合成部350が単位画像をマルチチャンネル合成する(補正合成処理：ステップS3220)。これにより、マルチチャンネル合成後の補正後の単位k空間データを得る。
ステップS3220において、まず、単位画像化部321は、チャンネル毎の単位k空間データを2次元逆フーリエ変換することで画像化し(ステップS3221)、チャンネル毎の単位画像を得る。
次に、合成部350は、チャンネル毎の単位画像を、マルチチャンネル合成し(ステップS3222)、合成単位画像を得る。マルチチャンネル合成は、絶対値合成、複素合成のいずれであってもよい。また、複素数合成の場合、各チャンネルデータに対して位相補正が含まれてもよい。
そして、視野拡大部322は、合成単位画像の視野を、第一の実施形態と同様の手法で拡大し(ステップS3223)、視野拡大後の合成単位画像(拡大合成単位画像)を得る。
単位信号化部323は、拡大合成単位画像を2次元フーリエ変換し(ステップS3224)、各チャンネルのk空間データが合成された、補正後の合成単位k空間データを得る。
以上の各ステップにより補正処理を終え、補正後の合成単位k空間データを得ると、再配置部330は、補正後の合成単位k空間データに対し、グリッディング処理を行う(S3230)。演算系170は、ステップS3210からステップS3230の処理を全ブレードについて行い(ステップS3240)、グリッディング処理後の全合成k空間データを得る。そして、画像化部340は、得られた全合成k空間データに対し2次元逆フーリエ変換を行い(ステップS3250)、画像(最終画像)を再構成する。ここで得られる最終画像は、全チャンネルの画像が合成されたものとなる。
このように本実施形態は、図13に示す従来の非直交系計測の撮像処理に対し、視野拡大部322による視野拡大処理が追加されたものである。
以下、本実施形態の補正処理による効果を示すため、図13に示す従来法による撮像処理で得た最終画像と図14に示す本実施形態の補正処理を含む撮像処理で得た最終画像との比較を、図15に示す。
図15(a)は、従来法により得た最終画像611、図15(b)は、本実施形態の補正処理を行って得た最終画像621、図15(c)は、図15(a)の中心部(枠内)612を拡大した画像613、図15(d)は、図15(b)の中心部(枠内)622を拡大した画像623、図15(e)は、図15(c)および図15(d)の、それぞれ、C1とC2とを結ぶ線分上の輝度プロファイル614およびD1とD2とを結ぶ線分の輝度プロファイル624である。また、図15(f)は、図15(c)および図15(d)の、それぞれ、C3とC4とを結ぶ線分上の輝度プロファイル615およびD3とD4とを結ぶ線分の輝度プロファイル625である。
これらの図からわかるように、従来法により得た最終画像611、613には、アーチファクトが生じているが、本実施形態の補正処理を施すことにより、アーチファクトは消失した。特に、図15(e)、図15(f)の輝度プロファイル614、624、615、625では、本実施形態の補正処理を施すことにより、図中矢印631、632、633で示す位置で、特にアーチファクトが低減し、輝度プロファイルが滑らかになっていることがわかる。
これらの図からわかるように、従来法では不均一な分布を示すデータ密度が、本実施形態の補正処理を施すことにより均一になった。
以上説明したように、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置(MRI装置)100は、非直交系計測により、単位k空間毎にエコー信号を計測し、単位k空間データを取得する計測部310と、前記単位k空間データを補正し、補正後の単位k空間データを得る補正部320と、前記補正後の単位k空間データを直交座標系k空間に再配置する再配置部330と、前記再配置部330で再配置後のデータを逆フーリエ変換することにより画像を再構成する画像化部340と、を備え、前記補正部320は、前記単位k空間データから単位k空間毎の画像である単位画像を再構成する単位画像化部321と、前記単位画像の視野を拡大し拡大画像を得る視野拡大部322と、前記拡大画像をフーリエ変換し、補正後の単位k空間データを得る単位信号化部323と、を備える。
そして、前記受信コイル161がマルチチャンネルコイルの場合、前記チャンネル毎に得られる画像を合成する合成部350をさらに備え、前記計測部310は、複数のチャンネルを有する受信コイルを用い、チャンネル毎に前記エコー信号を計測し、前記単位k空間データを取得し、前記単位画像化部321は、前記チャンネル毎に前記単位画像を再構成し、前記合成部350は、前記チャンネル毎の単位画像を合成して合成単位画像を得、前記視野拡大部322は、前記単位画像として前記合成単位画像を用いる。
すなわち、本実施形態によれば、第一の実施形態同様、非直交系計測の単位計測毎に、得られた単位k空間データを逆フーリエ変換して画像化し、マルチチャンネル合成後、データ密度を高めたい方向に画像の視野を拡大する。そして、視野拡大後の画像をフーリエ変換し、視野を拡大した方向のk空間ピッチが小さくてデータ量が増加した補正後単位k空間データを得る。そして、補正後の単位k空間データをグリッディングし、最終画像を再構成する。
従って、第一の実施形態同様、非直交系計測を用いることにより、体動アーチファクトを低減できる。また、上記補正処理を行うため、各単位k空間において、エンコード方向毎のデータ密度の差が低減し、データ密度の不均一に起因するアーチファクトが低減する。さらに、本実施形態によれば、補正処理内で、単位画像毎にマルチチャンネル合成を行う。第二の実施形態で説明したように、演算量の多いグリッディング処理が1の全k空間データに対してのみ行われることとなるため、処理時間が短縮する。
従って、本実施形態によれば、非直交系計測による特徴を損なうことなく、画質を改善し、さらに、処理時間も低減させることができる。
なお、上記各実施形態において、計測部310による計測は、ハーフ計測であってもよい。ハーフ計測には、各ブレードのデータのうち周波数エンコード方向をおよそ半分だけ計測するハーフエコー計測と、位相エンコード方向をおよそ半分だけ計測するハーフスキャン計測の手法がある。本実施形態では、これらのいずれか若しくは両方を適用しても良い。
ハーフ計測を用いる場合、取得した、略半分の計測データから未計測データを推定し、画像を再構成する。上記各実施形態において、この推定処理は、補正処理の前のタイミングで行う。すなわち、第一の実施形態では、ステップS1210とステップS1220との間、第二の実施形態では、ステップS2110とステップS2120との間、および、または、ステップS2210とステップS2220の間、第三の実施形態では、ステップS3110とステップS3120との間に実施する。
また、上記各実施形態は、非直交系計測としてハイブリッドラディアル法を用いる場合を例にあげて説明したが、用いる非直交系計測法はこれに限られない。本実施形態では、ブレード(単位k空間)毎に画像化を行う。従って、単位k空間内に位相エンコードが必要となる。また、ブレード内のデータ数を増やすことで、ブレード(単位k空間)のオーバラップ領域でのデータの疎密を打ち消してデータ密度を均一にする。従って、単位k空間同士がオーバラップする必要がある。
単位k空間内に位相エンコードがあって、かつ、単位k空間同士がオーバラップするといった条件を満たすものであれば、他の非直交系計測法を用いてもよい。これらの条件を満たす他の非直交系計測法には、例えば、マルチショットのスパイラルスキャン、各ブレードが扇型状のブレードを用いる計測などがある。
これらの計測法を用いる場合、取得したエコー信号から上記ハイブリッドラディアル法におけるブレードに相当する各単位k空間データを作成し、それぞれに対し、上記補正処理を行う。すなわち、フーリエ変換することで単位画像を作成する。このとき、必要であれば、グリッディングを行う。次に、前記単位画像に対して上記各実施形態を適用し、データ密度を高めたい方向についてゼロ詰め等により視野を拡大する。このように視野を拡大した単位画像をフーリエ変換することにより、k空間ピッチが小さくデータ量が増加した、補正後の単位k空間データを得る。全ての補正後の単位k空間データをグリッディングし、画像を再構成することで、データ密度の不均一によるアーチファクトが無い画像を得る。
また、上記各実施形態では、ブレード毎に、補正後、グリッディングを行っているが、この手順に限られない。全ブレードの補正後、グリッディングを行うよう構成してもよい。すなわち、図5の処理フローでは、上記ステップS1240とステップS1250との間に、図11の処理フローでは、ステップS2150とステップS2160との間に、図12の処理フローでは、ステップS2260とステップS2270との間に、図14の処理フローでは、ステップS3240とステップS3250との間に、補正後ブレード毎にグリッディングを行うよう構成してもよい。
また、上記各実施形態は、2次元計測を例にあげて説明したが、3次元計測であってもよい。
また、上記各実施形態において演算系170が実現するものとして記載した各機能は、必ずしもMRI装置100が備える演算系170が実現しなくてもよい。MRI装置100とは独立した情報処理装置であって、MRI装置100とデータの送受信が可能な情報処理装置が実現するよう構成してもよい。
100 MRI装置、101 被検体、120 静磁場発生系、130 傾斜磁場発生系、131 傾斜磁場コイル、132 傾斜磁場電源、140 シーケンサ、150 高周波磁場発生系、151 送信コイル、152 シンセサイザ、153 変調器、154 高周波増幅器、160 高周波磁場検出系、161 受信コイル、162 信号増幅器、163 直交位相検波器、164 A/D変換器、170 演算系、171 CPU、172 記憶装置、173 外部記憶装置、174 表示装置、175 入力装置、210 撮像シーケンス、211 励起RFパルス、212 再収束RFパルス、213 傾斜磁場パルス、215 エコー信号、220 ブレード、310 計測部、320 補正部、321 単位画像化部、322 視野拡大部、323 単位信号化部、330 再配置部、340 画像化部、350 合成部、360 PI演算部、410 ブレード、411 ゼロ詰めブレード、420 単位画像、421 単位画像、430 拡大単位画像、431 拡大単位画像、440 補正後ブレード、441 ゼロ詰めブレード、511 最終画像、512 枠内、513 拡大画像、514 輝度プロファイル、515 輝度プロファイル、516 データ密度、517 プロファイル、518 プロファイル、521 最終画像、522 枠内、523 拡大画像、524 輝度プロファイル、525 輝度プロファイル、526 データ密度、527 プロファイル、528 プロファイル、531 矢印、532 矢印、533 矢印、611 最終画像、612 枠内、613 拡大画像、614 輝度プロファイル、615 輝度プロファイル、621 最終画像、622 枠内、623 拡大画像、624 輝度プロファイル、625 輝度プロファイル、631 矢印、632 矢印、633 矢印

Claims (17)

  1. 非直交系計測により、単位k空間毎にエコー信号を計測し、単位k空間データを取得する計測部と、
    前記単位k空間データを補正し、補正後の単位k空間データを得る補正部と、
    前記補正後の単位k空間データを直交座標系k空間に再配置する再配置部と、
    前記再配置部で再配置後のデータを逆フーリエ変換することにより画像を再構成する画像化部と、を備え、
    前記補正部は、
    前記単位k空間データから単位k空間毎の画像である単位画像を再構成する単位画像化部と、
    前記単位画像の視野を拡大し拡大画像を得る視野拡大部と、
    前記拡大画像をフーリエ変換し、補正後の単位k空間データを得る単位信号化部と、を備えること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記視野拡大部は、前記単位画像の位相方向にゼロ詰めして前記拡大画像を得ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    複数のチャンネルを有する受信コイルと、
    前記チャンネル毎に得られる最終画像を合成する合成部と、をさらに備えること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記計測部は、前記受信コイルを用い、前記チャンネル毎に、前記エコー信号を計測して前記単位k空間データを得、
    前記補正部は、前記チャンネル毎に、前記単位k空間データを補正して前記補正後の単位k空間データを得、
    前記再配置部は、前記チャンネル毎に、前記補正後の単位k空間データを再配置し、
    前記画像化部は、前記チャンネル毎に、前記最終画像を得、
    前記合成部は、前記チャンネル毎の最終画像を合成すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 請求項3記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記計測部は、前記受信コイルを用い、前記チャンネル毎に、前記エコー信号を計測して前記単位k空間データを得、
    前記単位画像化部は、前記チャンネル毎に、前記単位k空間データから前記単位画像を再構成し、
    前記合成部は、前記チャンネル毎の単位画像を合成して合成単位画像を得、
    前記視野拡大部は、前記単位画像として、前記合成単位画像を用いること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    感度分布を用いて折り返しを展開するパラレルイメージング演算を行うパラレル演算部をさらに備え、
    前記計測部は、前記非直交系計測において、前記エコー信号を間引いて計測すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記パラレル演算部は、前記単位画像の折り返しを展開して展開単位画像を得、
    前記視野拡大部は、前記視野を拡大する単位画像として、前記展開単位画像を用いること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 請求項6記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記パラレル演算部は、前記単位k空間データを補間し、補間単位k空間データを得、
    前記単位画像化部は、前記補間単位k空間データから前記単位画像を再構成すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 請求項8記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記単位画像を合成して合成単位画像を得る合成部をさらに備え、
    前記視野拡大部は、前記視野を拡大する単位画像として、前記合成単位画像を用いること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記単位画像化部は、前記単位k空間データを、処理対象データ数が2のべき乗となるようゼロ詰め後、当該ゼロ詰め後の単位k空間データから前記単位画像を再構成し、
    前記単位信号化部は、前記拡大画像をフーリエ変換後、前記単位画像化部が前記単位k空間データに行ったゼロ詰めを取り除く処理を行い、前記補正後の単位k空間データを得ること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記計測部は、ハーフ計測により前記計測を行うこと
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 請求項1乃至11に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記非直交系計測は、前記エコー信号が配置されるk空間を、当該k空間の原点を通る計測軌跡を有する単位k空間であって、前記k空間の座標軸に対する前記計測軌跡の角度である回転角が互いに異なる複数の単位k空間に分割して計測するハイブリッドラディアル法を用いた計測であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  13. 請求項1乃至11に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記視野拡大部は、予め定めた拡大率で拡大した視野分の画素をゼロ詰めすること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  14. 非直交系計測により、単位k空間毎にエコー信号を計測し、単位k空間データを取得する信号計測ステップと、
    前記単位k空間データから単位k空間毎の画像である単位画像を再構成する単位画像再構成ステップと、
    前記単位画像の視野を拡大し拡大画像を得る視野拡大ステップと、
    前記拡大画像をフーリエ変換し、補正後の単位k空間データを得る単位信号化ステップと、
    前記補正後の単位k空間データを直交座標系k空間に再配置する信号再配置ステップと、
    前記信号再配置ステップで再配置後のデータを逆フーリエ変換することにより画像を再構成する最終画像化ステップと、を備えること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  15. 請求項14記載の磁気共鳴イメージング方法であって、
    前記信号計測ステップは、単位k空間毎にエコー信号を間引いて計測して前記単位k空間データを取得し、
    前記単位画像の折り返しを展開し、展開単位画像を得るパラレル演算ステップを備え、
    前記視野拡大ステップは、前記展開単位画像の視野を拡大して前記拡大画像を得ること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  16. 請求項14記載の磁気共鳴イメージング方法であって、
    前記信号計測ステップは、単位k空間毎にエコー信号を間引いて計測して前記単位k空間データを取得し、
    前記単位k空間データを補間し、補間単位k空間データを得るパラレル演算ステップを備え、
    前記単位画像再構成ステップは、前記補間単位k空間データから前記単位画像を再構成すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  17. 請求項14記載の磁気共鳴イメージング方法であって、
    前記信号計測ステップは、チャンネル毎の単位k空間データを取得し、
    前記単位画像再構成ステップは、前記チャンネル毎の単位k空間データからチャンネル毎の前記単位画像を再構成し、
    前記チャンネル毎の単位画像を合成して合成単位画像を得る画像合成ステップを備え、
    前記視野拡大ステップは、前記合成単位画像の視野を拡大して前記拡大画像を得ること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
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Families Citing this family (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6113487B2 (ja) * 2012-12-13 2017-04-12 東芝メディカルシステムズ株式会社 医用画像診断装置及び医用画像処理装置
CN105120745B (zh) * 2013-05-17 2017-12-19 株式会社日立制作所 磁共振成像装置以及磁共振成像方法
DE102014212943B4 (de) * 2014-07-03 2016-11-24 Siemens Healthcare Gmbh Magnetresonanz-Bildgebung unter Berücksichtigung von unterschiedlichen Frequenzkodiermustern
US20170200291A1 (en) * 2014-07-29 2017-07-13 Hitachi, Ltd. Magnetic resonance imaging apparatus and image reconstruction method
CN106920265B (zh) 2015-12-28 2024-04-26 上海联影医疗科技股份有限公司 计算机断层扫描图像重建方法及装置
NL1041834B1 (en) * 2016-04-21 2017-11-16 Astron Fast method for gridding and degridding of Fourier component measurements for image reconstruction
JP6779690B2 (ja) * 2016-07-27 2020-11-04 株式会社トプコン 眼科画像処理装置及び眼科撮影装置
US9858689B1 (en) * 2016-09-15 2018-01-02 Siemens Healthcare Gmbh Fast and memory efficient redundant wavelet regularization with sequential cycle spinning
DE102016218536A1 (de) * 2016-09-27 2018-03-29 Siemens Healthcare Gmbh Verbesserte Verzeichniskorrektur von mit Hilfe von Magnetresonanztechnik aufgenommenen Messdaten eines Untersuchungsobjektes
JP7183055B2 (ja) * 2018-01-31 2022-12-05 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 画像再構成方法及び再構成装置
JP6820876B2 (ja) * 2018-03-20 2021-01-27 株式会社日立製作所 磁気共鳴撮影装置、感度分布算出方法、及び、感度分布算出プログラム
US10884086B1 (en) * 2019-07-29 2021-01-05 GE Precision Healthcare LLC Systems and methods for accelerated multi-contrast propeller
CN114266728A (zh) * 2021-11-27 2022-04-01 深圳先进技术研究院 一种磁共振影像获取方法、装置、设备和介质

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5036281A (en) 1990-03-16 1991-07-30 The Regents Of The University Of California Resizing MRI images using fourier transformation
JP3361837B2 (ja) * 1992-08-26 2003-01-07 株式会社東芝 磁気共鳴映像装置
JP2002085376A (ja) * 2000-09-20 2002-03-26 Hitachi Medical Corp 核磁気共鳴イメージング装置および方法
JP3929047B2 (ja) 2003-04-24 2007-06-13 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
WO2007094174A1 (ja) * 2006-02-13 2007-08-23 Hitachi Medical Corporation 磁気共鳴撮影装置および方法

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