JP7337603B2 - Magnetic resonance imaging system - Google Patents
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Description
本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。 Embodiments of the present invention relate to magnetic resonance imaging apparatus.
磁気共鳴イメージングにおいて、ダウンサンプリングを利用して、MR(Magnetic Resonance)信号を収集することがある。このとき、ナビゲータデータとMR信号とが収集され、ナビゲータデータを用いてMR信号の再収集及びMR信号に対する動き補正が行われることがある。 In magnetic resonance imaging, MR (Magnetic Resonance) signals may be acquired using downsampling. At this time, navigator data and MR signals are acquired, and the navigator data may be used to reacquire the MR signals and perform motion compensation on the MR signals.
このようなMR信号の収集方法では、MR画像の再構成において必要とされるMR信号のデータ量が考慮されていない。このため、再構成に必要なデータ量の不足による画質の低下を補償するために、MR信号が多めに収集されている。MR信号の収集時における被検体の動きの状態が変化する場合、再構成に必要なデータ量が再構成前にわからないため、再構成されたMR画像の画質を担保することができない。 Such an MR signal acquisition method does not take into account the amount of MR signal data required for reconstruction of an MR image. Therefore, more MR signals are acquired in order to compensate for the deterioration in image quality due to the lack of the amount of data required for reconstruction. If the movement state of the subject changes when the MR signals are acquired, the amount of data required for reconstruction is not known before reconstruction, so the image quality of the reconstructed MR image cannot be guaranteed.
本発明が解決しようとする課題は、追加収集によりMR画像の画質を担保することである。 The problem to be solved by the present invention is to ensure the quality of MR images by additional acquisition.
実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、撮像プロトコルに設定された第1のパルスシーケンスに従いMR信号を収集する第1収集部と、前記第1のパルスシーケンスによる収集中において、収集済みのMR信号に基づく画質の判定により、MR信号の追加収集の要否を判定する判定部と、前記追加収集が必要であると判定された場合、前記追加収集のための第2のパルスシーケンスを前記撮像プロトコルに追加する追加部と、前記追加された第2のパルスシーケンスに従いMR信号を収集する第2収集部と、前記第1のパルスシーケンス及び前記第2のパルスシーケンスによるMR信号に基づいてMR画像を再構成する再構成部と、を具備する。 A magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment includes a first acquisition unit that acquires MR signals according to a first pulse sequence set in an imaging protocol; a determination unit that determines whether or not additional acquisition of MR signals is necessary based on image quality determination; a second acquisition unit for acquiring MR signals according to the added second pulse sequence; and a reconstruction of an MR image based on the MR signals by the first pulse sequence and the second pulse sequence. and a reconstructing unit for configuring.
以下、図面を参照しながら、磁気共鳴イメージング(MRI:Magnetic Resonance Imaging)装置の実施形態について説明する。以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。 An embodiment of a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus will be described below with reference to the drawings. In the following description, components having substantially the same functions and configurations are denoted by the same reference numerals, and redundant description will be given only when necessary.
図1は、本実施形態に係るMRI装置100の構成を示す図である。図1に示すように、MRI装置100は、静磁場磁石101と、傾斜磁場コイル103と、傾斜磁場電源105と、寝台107と、寝台制御回路109と、送信回路(送信部)113と、送信コイル115と、受信コイル117と、受信回路(受信部)119と、撮像制御回路(収集部)121と、インタフェース(入力部)125と、ディスプレイ(表示部)127と、記憶装置(記憶部)129と、処理回路(処理部)131とを備える。なお、MRI装置100は、静磁場磁石101と傾斜磁場コイル103との間において中空の円筒形状のシムコイルを有していてもよい。 FIG. 1 is a diagram showing the configuration of an MRI apparatus 100 according to this embodiment. As shown in FIG. 1, the MRI apparatus 100 includes a static magnetic field magnet 101, a gradient magnetic field coil 103, a gradient magnetic field power supply 105, a bed 107, a bed control circuit 109, a transmission circuit (transmission unit) 113, and a transmission A coil 115, a receiving coil 117, a receiving circuit (receiving unit) 119, an imaging control circuit (collecting unit) 121, an interface (input unit) 125, a display (display unit) 127, and a storage device (storage unit) 129 and a processing circuit (processing unit) 131 . The MRI apparatus 100 may have a hollow cylindrical shim coil between the static magnetic field magnet 101 and the gradient magnetic field coil 103 .
静磁場磁石101は、中空の略円筒形状に形成された磁石である。なお、静磁場磁石101は、略円筒形状に限らず、開放型の形状で構成されてもよい。静磁場磁石101は、内部の空間に一様な静磁場を発生する。静磁場磁石101としては、例えば、超伝導磁石等が使用される。 The static magnetic field magnet 101 is a magnet formed in a hollow, substantially cylindrical shape. Note that the static magnetic field magnet 101 is not limited to a substantially cylindrical shape, and may be configured in an open shape. The static magnetic field magnet 101 generates a uniform static magnetic field in the internal space. For example, a superconducting magnet or the like is used as the static magnetic field magnet 101 .
傾斜磁場コイル103は、中空の円筒形状に形成されたコイルである。傾斜磁場コイル103は、静磁場磁石101の内側に配置される。傾斜磁場コイル103は、互いに直交するX、Y、Zの各軸に対応する3つのコイルが組み合わされて形成される。Z軸方向は、静磁場の方向と同方向であるとする。また、Y軸方向は、鉛直方向とし、X軸方向は、Z軸及びY軸に垂直な方向とする。傾斜磁場コイル103における3つのコイルは、傾斜磁場電源105から個別に電流供給を受けて、X、Y、Zの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。 The gradient magnetic field coil 103 is a hollow cylindrical coil. The gradient magnetic field coil 103 is arranged inside the static magnetic field magnet 101 . The gradient magnetic field coil 103 is formed by combining three coils corresponding to the mutually orthogonal X, Y, and Z axes. It is assumed that the Z-axis direction is the same as the direction of the static magnetic field. The Y-axis direction is the vertical direction, and the X-axis direction is the direction perpendicular to the Z-axis and the Y-axis. The three coils in the gradient magnetic field coil 103 are individually supplied with current from the gradient magnetic field power source 105 to generate gradient magnetic fields whose magnetic field strengths vary along the X, Y, and Z axes.
ここで、傾斜磁場コイル103によって発生するX、Y、Z各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場、位相エンコード用傾斜磁場及び周波数エンコード用傾斜磁場(リードアウト傾斜磁場ともいう)にそれぞれ対応している。スライス選択用傾斜磁場は、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場は、空間的位置に応じてMR信号の位相を変化させるために利用される。周波数エンコード用傾斜磁場は、空間的位置に応じてMR信号の周波数を変化させるために利用される。 Here, the gradient magnetic fields of the X, Y, and Z axes generated by the gradient magnetic field coil 103 are, for example, a slice selection gradient magnetic field, a phase encoding gradient magnetic field, and a frequency encoding gradient magnetic field (also referred to as a readout gradient magnetic field). They correspond to each other. A slice selection gradient magnetic field is used to arbitrarily determine an imaging section. A phase-encoding gradient magnetic field is used to change the phase of the MR signal depending on the spatial position. A frequency-encoding gradient magnetic field is used to vary the frequency of the MR signal according to spatial location.
傾斜磁場電源105は、撮像制御回路121の制御により、傾斜磁場コイル103に電流を供給する電源装置である。 The gradient magnetic field power supply 105 is a power supply device that supplies current to the gradient magnetic field coil 103 under the control of the imaging control circuit 121 .
寝台107は、被検体Pが載置される天板1071を備えた装置である。寝台107は、寝台制御回路109による制御のもと、被検体Pが載置された天板1071を、ボア111内へ挿入する。寝台107は、例えば、長手方向が静磁場磁石101の中心軸と平行になるように、MRI装置100が設置された検査室内に設置される。 The bed 107 is an apparatus having a top plate 1071 on which the subject P is placed. The bed 107 inserts the top plate 1071 on which the subject P is placed into the bore 111 under the control of the bed control circuit 109 . The bed 107 is installed, for example, in the examination room where the MRI apparatus 100 is installed so that the longitudinal direction is parallel to the central axis of the static magnetic field magnet 101 .
寝台制御回路109は、寝台107を制御する回路である。寝台制御回路109は、インタフェース125を介した操作者の指示により寝台107を駆動することで、天板1071を長手方向及び上下方向へ、場合によっては、左右方向へ移動させる。 A bed control circuit 109 is a circuit that controls the bed 107 . The bed control circuit 109 drives the bed 107 according to an operator's instruction via the interface 125, thereby moving the top plate 1071 in the longitudinal direction and the vertical direction, and in some cases in the horizontal direction.
送信回路113は、撮像制御回路121の制御により、ラーモア周波数で変調された高周波(RF:Radio Frequency)パルスを送信コイル115に供給する。 The transmission circuit 113 supplies radio frequency (RF) pulses modulated with the Larmor frequency to the transmission coil 115 under the control of the imaging control circuit 121 .
送信コイル115は、傾斜磁場コイル103の内側に配置されたRFコイルである。送信コイル115は、送信回路113からRFパルスの供給を受けて、高周波磁場に相当する送信RF波を発生する。送信コイル115は、例えば、複数のコイルエレメントを有する全身用コイル(WBコイル:Whole Body Coil)である。WBコイルは、送受信コイルとして使用されてもよい。また、送信コイル115は、1つのコイルにより形成されるWBコイルであってもよい。 The transmission coil 115 is an RF coil arranged inside the gradient magnetic field coil 103 . The transmission coil 115 receives an RF pulse from the transmission circuit 113 and generates a transmission RF wave corresponding to a high frequency magnetic field. The transmission coil 115 is, for example, a whole body coil (WB coil: Whole Body Coil) having a plurality of coil elements. A WB coil may be used as a transmit/receive coil. Also, the transmission coil 115 may be a WB coil formed by one coil.
受信コイル117は、ボア111において、傾斜磁場コイル103の内側に配置されたRFコイルである。受信コイル117は、高周波磁場によって被検体Pから放射されるMR信号を受信する。受信コイル117は、受信されたMR信号を受信回路119へ出力する。受信コイル117は、例えば、1以上、典型的には複数のコイルエレメントを有するコイルアレイである。なお、図1において送信コイル115と受信コイル117とは別個のRFコイルとして記載されているが、送信コイル115と受信コイル117とは、一体化された送受信コイルとして実施されてもよい。送受信コイルは、被検体Pの撮像対象に対応し、例えば、頭部コイルのような局所的な送受信RFコイルである。 Receive coil 117 is an RF coil positioned inside gradient coil 103 in bore 111 . The receiving coil 117 receives MR signals emitted from the subject P by the high frequency magnetic field. Receiving coil 117 outputs the received MR signal to receiving circuit 119 . The receive coil 117 is, for example, a coil array having one or more, typically a plurality of coil elements. It should be noted that although transmit coil 115 and receive coil 117 are depicted as separate RF coils in FIG. 1, transmit coil 115 and receive coil 117 may be implemented as an integrated transmit and receive coil. The transmission/reception coil corresponds to the imaging target of the subject P, and is, for example, a local transmission/reception RF coil such as a head coil.
受信回路119は、撮像制御回路121の制御により、受信コイル117から出力されたMR信号に基づいて、デジタルのMR信号(以下、MRデータと呼ぶ)を生成する。具体的には、受信回路119は、受信コイル117から出力されたMR信号に対して各種信号処理を施した後、各種信号処理が施されたデータに対してアナログ/デジタル変換(A/D変換)及び標本化(サンプリング)を実行する。これにより、MRデータが生成される。受信回路119は、生成されたMRデータを、撮像制御回路121に出力する。 The receiving circuit 119 generates a digital MR signal (hereinafter referred to as MR data) based on the MR signal output from the receiving coil 117 under the control of the imaging control circuit 121 . Specifically, the receiving circuit 119 performs various signal processing on the MR signal output from the receiving coil 117, and then performs analog/digital conversion (A/D conversion) on the data subjected to the various signal processing. ) and sampling. Thereby, MR data is generated. The receiving circuit 119 outputs the generated MR data to the imaging control circuit 121 .
撮像制御回路121は、処理回路131から出力された撮像プロトコルに従って、傾斜磁場電源105、送信回路113及び受信回路119等を制御し、被検体Pに対するMR撮像を行う。 The imaging control circuit 121 controls the gradient magnetic field power supply 105, the transmission circuit 113, the reception circuit 119, etc. according to the imaging protocol output from the processing circuit 131, and performs MR imaging of the subject P. FIG.
本実施形態において撮像制御回路121は、撮像プロトコルに設定された第1パルスシーケンスに従いMR信号を収集する。第1パルスシーケンスは、処理回路131の設定機能1313により初期的に設定されたパルスシーケンスである。また、撮像制御回路121は、撮像プロトコルに設定された第2パルスシーケンスに従いMR信号を収集する。第2パルスシーケンスは、処理回路131の追加機能1319により追加されたパルスシーケンスである。 In this embodiment, the imaging control circuit 121 acquires MR signals according to the first pulse sequence set in the imaging protocol. A first pulse sequence is a pulse sequence initially set by the setting function 1313 of the processing circuit 131 . In addition, the imaging control circuit 121 acquires MR signals according to the second pulse sequence set in the imaging protocol. The second pulse sequence is the pulse sequence added by add function 1319 of processing circuitry 131 .
本実施形態にパルスシーケンスは、各種のRFパルスの系列であり、パルスシーケンスのパラメータとして、当該RFパルスを規定する如何なるパラメータをも含むものとする。パルスシーケンスは、例えば、傾斜磁場電源105により傾斜磁場コイル103に供給される電流の大きさ、傾斜磁場電源105により電流が傾斜磁場コイル103に供給されるタイミング、送信回路113により送信コイル115に供給されるRFパルスの大きさや時間幅、送信回路113により送信コイル115にRFパルスが供給されるタイミング、受信コイル117によりMR信号が受信されるタイミング等が定義されている。また、パルスシーケンスのパラメータとしては、k空間上でのMR信号の収集位置を示すトラジェクトリ(k空間充填軌跡)、フリップアングル、各種RFパルスの送信周波数、トラジェクトリの順序を示すエコーオーダ等が含まれる。トラジェクトリの種類としては、スタックオブスターズ(Stack-Of-Stars)、カーテシアン(Cartesian)、ラジアル(Radial)、PROPELLAR(Periodically Rotated Overlapping Parallel Lines with Enhanced Reconstruction)、スパイラル(Spiral)等のスキャン方式に対応するものが適用可能である。 In this embodiment, the pulse sequence is a series of various RF pulses, and includes any parameter that defines the RF pulse as a parameter of the pulse sequence. The pulse sequence includes, for example, the magnitude of the current supplied to the gradient magnetic field coil 103 by the gradient magnetic field power supply 105, the timing at which the gradient magnetic field power supply 105 supplies the current to the gradient magnetic field coil 103, and the transmission circuit 113 to supply the transmission coil 115 with the current. The magnitude and time width of the RF pulse to be applied, the timing of supplying the RF pulse to the transmitting coil 115 by the transmitting circuit 113, the timing of receiving the MR signal by the receiving coil 117, and the like are defined. The parameters of the pulse sequence include a trajectory (k-space filling trajectory) indicating the acquisition position of the MR signal on the k-space, flip angle, transmission frequency of various RF pulses, echo order indicating the order of the trajectory, and the like. . Trajectory types include Stack-Of-Stars, Cartesian, Radial, PROPELLAR (Periodically Rotated Overlapping Parallel Lines with Enhanced Reconstruction), and Spiral scanning methods. are applicable.
具体的には、撮像制御回路121は、処理回路131における設定機能1313により設定された第1トラジェクトリに従って、被検体Pに関するMR信号(第1MR信号と呼ぶ)を逐次収集する。第1トラジェクトリは、k空間における複数の第1MR信号の収集位置(以下、第1収集位置と呼ぶ)を示す収集軌跡、すなわちk空間における第1MR信号の充填軌跡に相当する。例えば、第1トラジェクトリは、インタフェース125を介した操作者の指示により、MR撮像の実行に先立って、設定機能1313により予め設定される。 Specifically, the imaging control circuit 121 sequentially acquires MR signals (referred to as first MR signals) regarding the subject P according to the first trajectory set by the setting function 1313 in the processing circuit 131 . The first trajectory corresponds to an acquisition trajectory indicating acquisition positions of a plurality of first MR signals in k-space (hereinafter referred to as first acquisition positions), that is, a filling trajectory of the first MR signals in k-space. For example, the first trajectory is preset by the setting function 1313 according to an operator's instruction via the interface 125 prior to execution of MR imaging.
インタフェース125は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける回路を有する。インタフェース125は、例えば、マウス等のポインティングデバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスに関する回路を有する。なお、インタフェース125が有する回路は、マウス、キーボードなどの物理的な操作部品に関する回路に限定されない。例えば、インタフェース125は、MRI装置100とは別体に設けられた外部の入力機器から入力操作に対応する電気信号を受け取り、受け取った電気信号を種々の回路へ出力するような電気信号の処理回路を有していてもよい。また、インタフェース125は、処理回路131による制御の下で、ネットワーク等を介してまたは直接的に接続された各種生体信号計測器、光学カメラ、外部記憶装置、各種モダリティなどから各種データを取得してもよい。 The interface 125 has a circuit for receiving various instructions and information input from the operator. The interface 125 has, for example, circuitry relating to a pointing device such as a mouse or an input device such as a keyboard. Note that the circuits included in the interface 125 are not limited to circuits related to physical operation parts such as a mouse and keyboard. For example, the interface 125 receives an electrical signal corresponding to an input operation from an external input device provided separately from the MRI apparatus 100, and outputs the received electrical signal to various circuits. may have Under the control of the processing circuit 131, the interface 125 acquires various data from various biological signal measuring instruments, optical cameras, external storage devices, various modalities, etc., which are directly connected via a network or the like. good too.
ディスプレイ127は、処理回路131におけるシステム制御機能1311による制御のもとで、再構成機能1321により生成されたMR画像、MR撮像及び画像処理に関する各種情報などを表示する。ディスプレイ127は、例えば、CRT(Cathode-Ray Tube)ディスプレイ、液晶ディスプレイ、有機EL(Electro Luminescence)ディスプレイ、LED(Light-Emitting Diode)ディスプレイ、プラズマディスプレイ、又は当技術分野で知られている他の任意のディスプレイ、モニタ等の表示デバイスである。 The display 127 displays MR images generated by the reconstruction function 1321 under the control of the system control function 1311 in the processing circuit 131, various information related to MR imaging and image processing, and the like. Display 127 is, for example, a CRT (Cathode-Ray Tube) display, a liquid crystal display, an organic EL (Electro Luminescence) display, an LED (Light-Emitting Diode) display, a plasma display, or any other known in the art. is a display device such as a display, monitor, or the like.
記憶装置129は、再構成機能1321を介してk空間に充填されたMRデータ、再構成機能1321により生成されたMR画像のデータ等を記憶する。記憶装置129は、各種撮像プロトコル、撮像プロトコルを規定する複数の撮像パラメータを含む撮像条件、被検体Pに対するスキャン方式に応じたトラジェクトリ等を記憶する。また、記憶装置129は、再構成機能1321において用いられる各種再構成法に関するプログラムを記憶する。再構成法とは、例えば、パラレルイメージング、圧縮センシング、学習済みのニューラルネットワーク(Neural Network)などである。 The storage device 129 stores MR data filled into the k-space via the reconstruction function 1321, MR image data generated by the reconstruction function 1321, and the like. The storage device 129 stores various imaging protocols, imaging conditions including a plurality of imaging parameters defining the imaging protocols, a trajectory corresponding to a scanning method for the subject P, and the like. The storage device 129 also stores programs related to various reconstruction methods used in the reconstruction function 1321 . Reconstruction methods include, for example, parallel imaging, compressed sensing, and learned neural networks.
記憶装置129は、処理回路131において実行される各種機能に対応するプログラムを記憶する。記憶装置129は、例えば、RAM(Random Access Memory)、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスクドライブ(Hard Disk Drive)、ソリッドステートドライブ(Solid State Drive)、光ディスク等である。また、記憶装置129は、CD-ROMドライブやDVDドライブ、フラッシュメモリ等の可搬性記憶媒体との間で種々の情報を読み書きする駆動装置等であってもよい。 The storage device 129 stores programs corresponding to various functions executed by the processing circuit 131 . The storage device 129 is, for example, a RAM (Random Access Memory), a semiconductor memory device such as a flash memory, a hard disk drive, a solid state drive, an optical disc, or the like. Also, the storage device 129 may be a drive device or the like that reads and writes various information with a portable storage medium such as a CD-ROM drive, a DVD drive, and a flash memory.
処理回路131は、ハードウェア資源として図示していないプロセッサ、ROM(Read Only Memory)やRAM等のメモリ等を有し、MRI装置100を統括的に制御する。処理回路131は、システム制御機能1311、設定機能1313、取得機能1315、判定機能1317、追加機能1319、再構成機能1321を有する。システム制御機能1311、設定機能1313、取得機能1315、判定機能1317、追加機能1319、再構成機能1321にて行われる機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶装置129に記憶されている。処理回路131は、これら機能に対応するプログラムを記憶装置129から読み出し、実行することで各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサである。換言すると、各プログラムを読みだした状態の処理回路131は、図1の処理回路131内に示された複数の機能等を有することになる。 The processing circuit 131 has a processor (not shown) as hardware resources, memories such as ROM (Read Only Memory) and RAM, and the like, and controls the MRI apparatus 100 in an integrated manner. The processing circuit 131 has a system control function 1311 , a setting function 1313 , an acquisition function 1315 , a determination function 1317 , an addition function 1319 and a reconstruction function 1321 . The functions performed by the system control function 1311, the setting function 1313, the acquisition function 1315, the determination function 1317, the addition function 1319, and the reconstruction function 1321 are stored in the storage device 129 in the form of computer-executable programs. The processing circuit 131 is a processor that reads programs corresponding to these functions from the storage device 129 and executes them, thereby implementing functions corresponding to each program. In other words, the processing circuit 131 in a state where each program is read has a plurality of functions shown in the processing circuit 131 of FIG.
なお、図1においては単一の処理回路131にてこれら各種機能が実現されるものとして説明したが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路131を構成し、各プロセッサがプログラムを実行することにより機能を実現するものとしても構わない。換言すると、上述のそれぞれの機能がプログラムとして構成され、1つの処理回路が各プログラムを実行する場合であってもよいし、特定の機能が専用の独立したプログラム実行回路に実装される場合であってもよい。なお、処理回路131が有するシステム制御機能1311、設定機能1313、取得機能1315、判定機能1317、追加機能1319、再構成機能1321は、それぞれシステム制御部、設定部、取得部、判定部、追加部、再構成部の一例である。 In FIG. 1, the single processing circuit 131 has been described as realizing these various functions. It does not matter if the function is realized by In other words, each function described above may be configured as a program, and one processing circuit may execute each program, or a specific function may be implemented in a dedicated independent program execution circuit. may The system control function 1311, the setting function 1313, the acquisition function 1315, the determination function 1317, the additional function 1319, and the reconfiguration function 1321 of the processing circuit 131 are respectively a system control unit, a setting unit, an acquisition unit, a determination unit, and an addition unit. , which is an example of a reconstruction unit.
上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、CPU(Central Processing Unit)、GPU(Graphics Processing Unit)、特定用途向け集積回路(Application Specific Integrated Circuit:ASIC)、或いはプログラマブル論理デバイス(例えば、単純プログラマブル論理デバイス(Simple Programmable Logic Device:SPLD)、複合プログラマブル論理デバイス(Complex Programmable Logic Device:CPLD)、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ(Field Programmable Gate Array:FPGA))等の回路を意味する。 The term "processor" used in the above description includes, for example, a CPU (Central Processing Unit), a GPU (Graphics Processing Unit), an application specific integrated circuit (ASIC), or a programmable logic device (for example, a simple Programmable Logic Device (SPLD), Complex Programmable Logic Device (CPLD), Field Programmable Gate Array (FPGA), and other circuits.
プロセッサは、記憶装置129に保存されたプログラムを読み出し実行することで各種機能を実現する。なお、記憶装置129にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、寝台制御回路109、送信回路113、受信回路119、撮像制御回路121等も同様に、上記プロセッサなどの電子回路により構成される。 The processor implements various functions by reading and executing programs stored in the storage device 129 . Note that instead of storing the program in the storage device 129, the program may be configured to be directly installed in the circuit of the processor. In this case, the processor realizes its function by reading and executing the program embedded in the circuit. The bed control circuit 109, the transmission circuit 113, the reception circuit 119, the imaging control circuit 121, and the like are similarly configured by electronic circuits such as the processor.
処理回路131は、システム制御機能1311により、MRI装置100を統括的に制御する。具体的には、処理回路131は、記憶装置129に記憶されているシステム制御プログラムを読み出してメモリ上に展開し、展開されたシステム制御プログラムに従って本MRI装置100の各回路を制御する。例えば、処理回路131は、システム制御機能1311により、インタフェース125を介して操作者から入力された撮像条件に基づいて、撮像プロトコルを記憶装置129から読み出す。なお、処理回路131は、撮像条件に基づいて、撮像プロトコルを生成してもよい。処理回路131は、撮像プロトコルを撮像制御回路121に送信し、被検体Pに対する撮像を制御する。 The processing circuit 131 centrally controls the MRI apparatus 100 through a system control function 1311 . Specifically, the processing circuit 131 reads the system control program stored in the storage device 129, develops it on the memory, and controls each circuit of the MRI apparatus 100 according to the developed system control program. For example, the processing circuit 131 uses the system control function 1311 to read the imaging protocol from the storage device 129 based on the imaging conditions input by the operator via the interface 125 . Note that the processing circuit 131 may generate an imaging protocol based on imaging conditions. The processing circuit 131 transmits an imaging protocol to the imaging control circuit 121 and controls imaging of the subject P. FIG.
処理回路131は、再構成機能1321により、例えば、リードアウト傾斜磁場の強度に従って、k空間にリードアウト方向に沿ってMRデータを充填する。処理回路131は、k空間に充填されたMRデータに対してフーリエ変換を行うことにより、MR画像を生成する。なお、MR画像の生成は、上述の手順に限定されず、パラレルイメージング及び圧縮センシングなどのような欠落データを伴うMRデータを用いた正則化によりMR画像を再構成する手法、または欠落データを伴うMRデータを用いて学習された学習済みのディープニューラルネットワークなどを用いて実行されてもよい。処理回路131は、MR画像を、ディスプレイ127や記憶装置129に出力する。 The processing circuitry 131 fills the k-space with MR data along the readout direction by the reconstruction function 1321, for example, according to the strength of the readout gradient magnetic field. The processing circuitry 131 generates an MR image by performing a Fourier transform on the MR data filled in k-space. It should be noted that the generation of MR images is not limited to the above-described procedure, and methods of reconstructing MR images by regularization using MR data with missing data such as parallel imaging and compressed sensing, or methods involving missing data It may be executed using a trained deep neural network or the like trained using MR data. The processing circuit 131 outputs the MR image to the display 127 and storage device 129 .
以上が本実施形態に係るMRI装置100の全体構成についての説明である。以下、本実施形態における追加収集実行処理について説明する。追加収集とは、処理回路131における判定機能1317により被検体Pに対して実行される追加の撮像に相当する。追加収集実行処理とは、第1MR信号のデータ量と被検体Pの体動状態とに基づいて追加収集が必要であると判定された場合、追加収集を実行する処理である。 The above is the description of the overall configuration of the MRI apparatus 100 according to the present embodiment. The additional collection execution process in this embodiment will be described below. Additional acquisition corresponds to additional imaging performed on the subject P by the determination function 1317 in the processing circuitry 131 . The additional acquisition execution process is a process of executing additional acquisition when it is determined that additional acquisition is necessary based on the amount of data of the first MR signal and the body motion state of the subject P.
記憶装置129は、被検体Pの体動状態を複数のクラスに弁別するための閾値を記憶する。例えば、体動が被検体Pの呼吸動に起因する場合、複数のクラスは、例えば、呼気相と吸気相との2つのクラスに対応する。このとき、閾値は、例えば横隔膜の位置に相当する。なお、複数のクラスは、上記2つのクラスに限定されず、呼気相と吸気相との間の少なくとも一つの中間状態を含む3以上のクラスであってもよいし、連続的な体動状態の変化に合わせた連続的な無段階のクラスであってもよい。このとき、記憶装置129は、3以上のクラスに応じた2以上の閾値、または無段階のクラスに応じた連続的な閾値を記憶する。 The storage device 129 stores thresholds for discriminating the body motion state of the subject P into a plurality of classes. For example, if the body motion is caused by the respiratory motion of the subject P, the multiple classes correspond to, for example, two classes, an expiratory phase and an inspiratory phase. At this time, the threshold corresponds to, for example, the position of the diaphragm. The plurality of classes is not limited to the above two classes, and may be three or more classes including at least one intermediate state between the expiratory phase and the inspiratory phase. It may be a continuous stepless class adapted to changes. At this time, the storage device 129 stores two or more thresholds corresponding to three or more classes, or continuous thresholds corresponding to stepless classes.
以下、説明を具体的にするために、被検体Pの体動は、呼吸によるものとして説明する。加えて、体動状態は、呼気相と吸気相との2つの状態であるものとする。なお、体動状態は、略周期的な体動である上記呼吸に限定されず、例えば、被検体Pの心臓の拍動または被検体Pの発声など、被検体Pの体動に起因するものであれば、被検体Pのいかなる体動にも適用可能である。 For the sake of specificity, the body movement of the subject P is assumed to be caused by breathing. In addition, it is assumed that there are two body motion states, an expiratory phase and an inspiratory phase. Note that the state of body motion is not limited to the above respiration, which is a substantially periodic body motion, and is caused by the body motion of the subject P, such as the beating of the heart of the subject P or the vocalization of the subject P. , it is applicable to any body movement of the subject P.
記憶装置129は、第1MR信号の収集開始時刻から追加収集の要否の判定を開始する時刻までの所定の時間を記憶する。例えば、所定の時間は、追加収集の要否の判定に必要なデータ量を取得するための一定時間に相当する。なお、所定の時間は、インタフェース125を介した操作者の指示により、適宜入力、変更されてもよい。また、所定の時間は、ゼロであってもよい。記憶装置129は、複数のクラス各々に属する第1MR信号のデータ量に応じて追加収集の要否の判定に用いられる基準値を記憶する。基準値は、例えば、再構成機能1321により再構成されたMR画像の画質を担保するように、予め設定される。 The storage device 129 stores a predetermined time from the acquisition start time of the first MR signal to the start time of determining whether or not additional acquisition is necessary. For example, the predetermined period of time corresponds to a certain period of time for acquiring the amount of data necessary for determining whether additional collection is necessary. It should be noted that the predetermined time may be appropriately input or changed by an operator's instruction via the interface 125 . Also, the predetermined time may be zero. The storage device 129 stores a reference value used for determining whether or not additional acquisition is necessary according to the amount of data of the first MR signals belonging to each of the plurality of classes. The reference value is set in advance so as to ensure the quality of the MR image reconstructed by the reconstruction function 1321, for example.
図2及び図3は、追加収集実行処理の手順の一例を示すフローチャートである。 2 and 3 are flowcharts showing an example of the procedure of the additional collection execution process.
以下の説明において、設定機能1313及び追加機能1319により、パルスシーケンスとして主に同一収集位置又は非同一収集位置のトラジェクトリが設定及び追加されるものとする。 In the following description, it is assumed that the setting function 1313 and the adding function 1319 mainly set and add trajectories at the same acquisition position or non-identical acquisition positions as the pulse sequence.
(ステップSa1)
処理回路131は、設定機能1313により、インタフェース125を介した操作者の指示に従って、k空間における第1MR信号の第1収集位置を示す第1トラジェクトリを設定する。以下、説明を具体的にするために、処理回路131は、第1トラジェクトリとして、ラジアルスキャンによるk空間における第1MR信号の充填軌跡を設定するものとして説明する。インタフェース125は、操作者の指示により、被検体Pに対する撮像条件を入力する。
(Step Sa1)
The processing circuit 131 uses the setting function 1313 to set a first trajectory indicating the first acquisition position of the first MR signal in the k-space according to the operator's instruction via the interface 125 . To make the description concrete, the processing circuit 131 will be described below assuming that the filling trajectory of the first MR signal in the k-space by radial scanning is set as the first trajectory. The interface 125 inputs imaging conditions for the subject P according to an operator's instruction.
(ステップSa2)
撮像制御回路121は、設定された第1トラジェクトリに従って第1MR信号を収集する。より詳細には、撮像制御回路121は、第1トラジェクトリを含む第1パルスシーケンスに従い被検体PをMR撮像し、被検体Pに関する第1MR信号を収集する。例えば、撮像制御回路121は、自由呼吸下、すなわち非同期で、被検体Pに対してMR撮像を実行することで、第1MR信号を収集する。撮像制御回路121は、収集された第1MR信号を収集時刻ともに記憶装置129へ出力する。記憶装置129は、第1MR信号を収集時刻に関連付けて記憶する。
(Step Sa2)
The imaging control circuit 121 acquires the first MR signal according to the set first trajectory. More specifically, the imaging control circuit 121 performs MR imaging of the subject P according to a first pulse sequence including a first trajectory, and acquires first MR signals regarding the subject P. FIG. For example, the imaging control circuit 121 acquires the first MR signal by performing MR imaging on the subject P under free breathing, that is, asynchronously. The imaging control circuit 121 outputs the acquired first MR signal together with the acquisition time to the storage device 129 . The storage device 129 stores the first MR signal in association with the acquisition time.
(ステップSa3)
処理回路131は、取得機能1315により、第1MR信号の収集中における被検体Pの体動状態を取得する。具体的には、処理回路131は、インタフェース125を介して、被検体Pに装着された呼吸ベルトから出力されたデータを、体動状態として取得する。呼吸ベルトから出力されたデータは、例えば、被検体Pの呼吸レベル、すなわち被検体Pにおける横隔膜の位置に対応する。処理回路131は、体動状態としての横隔膜の位置を、横隔膜の位置が検出された検出時刻とともに、記憶装置129に出力する。記憶装置129は、横隔膜の位置を検出時刻とともに記憶する。なお、処理回路131は、自身のメモリに、横隔膜の位置を検出時刻とともに記憶してもよい。
(Step Sa3)
The processing circuit 131 acquires the body motion state of the subject P during acquisition of the first MR signal by the acquisition function 1315 . Specifically, the processing circuit 131 acquires the data output from the breathing belt attached to the subject P via the interface 125 as the body motion state. The data output from the breathing belt corresponds to, for example, the respiration level of the subject P, that is, the position of the diaphragm in the subject P. The processing circuit 131 outputs the position of the diaphragm as the state of body motion to the storage device 129 together with the detection time when the position of the diaphragm is detected. The storage device 129 stores the position of the diaphragm together with the detection time. The processing circuit 131 may store the position of the diaphragm together with the detection time in its own memory.
処理回路131は、呼吸レベルを取得するかわりに、被検体Pを光学的に撮影する光学カメラから出力されたデータを、体動状態として取得してもよい。このとき、光学カメラは、例えば、被検体Pの全身、または被検体Pの一部分(瞳、手、顔、腹部など)を撮影するカメラである。以下、説明を具体的にするために、処理回路131は、横隔膜の位置を呼吸ベルトから取得するものとして説明する。 Instead of acquiring the respiration level, the processing circuit 131 may acquire data output from an optical camera that optically photographs the subject P as the body motion state. At this time, the optical camera is, for example, a camera that captures the whole body of the subject P or a part of the subject P (eyes, hands, face, abdomen, etc.). For the sake of specificity, the processing circuit 131 will be described as obtaining the position of the diaphragm from the breathing belt.
(ステップSa4)
処理回路131は、判定機能1317により、第1MR信号の収集開始時刻から所定の時間が経過したか否かを判定する。収集開始時刻から所定の時間が経過していない場合(ステップSa4のNo)、撮像制御回路121は、第1のトラジェクトリと撮像条件とに従って、第1MR信号を繰り返し収集する。収集開始時刻から所定の時間が経過した場合(ステップSa4のYes)、処理回路131は、ステップSa5の処理を実行する。
(Step Sa4)
The processing circuit 131 uses the determination function 1317 to determine whether or not a predetermined period of time has elapsed from the acquisition start time of the first MR signal. If the predetermined time has not elapsed since the acquisition start time (No in step Sa4), the imaging control circuit 121 repeatedly acquires the first MR signal according to the first trajectory and imaging conditions. When the predetermined time has passed since the collection start time (Yes in step Sa4), the processing circuit 131 executes the process of step Sa5.
(ステップSa5)
処理回路131は、判定機能1317により、第1MR信号を、体動状態の値に応じて区分された複数のクラスに分類する。より詳細には、処理回路131は、取得された体動状態と閾値とに基づいて、所定の時間内において取得された第1MR信号を、複数のクラス(呼気相と吸気相)に分類する。具体的には、処理回路131は、複数の第1MR信号のうち、閾値以上の横隔膜の位置に対応する検出時刻と同一の収集時刻に対応する第1MR信号を、呼気相に対応付ける。なお、処理回路131は、複数の第1MR信号のうち、閾値未満の横隔膜の位置に対応する検出時刻と同一の収集時刻に対応する第1MR信号を、吸気相に対応付けてもよい。
(Step Sa5)
The processing circuit 131 classifies the first MR signal into a plurality of classes by the decision function 1317 according to the body motion state value. More specifically, the processing circuit 131 classifies the first MR signals acquired within a predetermined period of time into a plurality of classes (expiratory phase and inspiratory phase) based on the acquired body motion state and threshold. Specifically, the processing circuit 131 associates, among the plurality of first MR signals, a first MR signal corresponding to the same acquisition time as the detection time corresponding to the position of the diaphragm equal to or greater than the threshold value with the exhalation phase. Note that the processing circuit 131 may associate, among the plurality of first MR signals, the first MR signal corresponding to the same acquisition time as the detection time corresponding to the position of the diaphragm below the threshold with the inspiratory phase.
(ステップSa6)
処理回路131は、判定機能1317により、複数のクラスのうち第1MR信号のデータ量が最大となる最大クラスを特定する。体動が呼吸動である場合、基本的に呼気相の時間間隔は吸気相の時間間隔より長いため、呼気相に属する第1MR信号のデータ量は、吸気相に属する第1MR信号のデータ量より多くなる。このため、処理回路131は、呼気相を最大クラスとして特定する。
(Step Sa6)
The processing circuit 131 uses the determination function 1317 to identify the maximum class having the maximum data amount of the first MR signal among the plurality of classes. When the body motion is respiratory motion, the time interval of the expiratory phase is basically longer than the time interval of the inspiratory phase. become more. Therefore, processing circuitry 131 identifies the expiratory phase as the largest class.
(ステップSa7)
処理回路131は、判定機能1317により、最大クラスのデータ量と基準値とを比較する。なお、基準値の代わりに、あらかじめ定めたクラスのデータ量が用いられてもよい。このとき、あらかじめ定めたクラスのデータ量は、基準値の代わりに記憶装置129に記憶される。具体的には、処理回路131は、体動状態を複数のクラスに弁別する閾値を用いて複数のクラスに分類された第1MR信号のデータ量に関して、複数のクラスのうちデータ量が最大となる最大クラスにおけるデータ量が基準値未満である場合、追加収集が必要であると判定する。より詳細には、呼気相のデータ量が基準値未満である場合(ステップSa7のYes)、処理回路131は、ステップSa8の処理を実行する。呼気相のデータ量が基準値以上である場合(ステップSa7のNo)、処理回路131は、ステップSa9の処理を実行する。ステップSa4乃至ステップSa7の処理により、処理回路131は、第1MR信号の収集開始時刻から所定の時間の経過後、体動状態に応じた第1MR信号のデータ量に基づいて、被検体Pに関する第2MR信号の追加収集の要否を判定する。
(Step Sa7)
The processing circuit 131 compares the data amount of the maximum class with the reference value by the determination function 1317 . Note that the amount of data in a predetermined class may be used instead of the reference value. At this time, the data amount of the predetermined class is stored in the storage device 129 instead of the reference value. Specifically, the processing circuit 131 determines that the data amount of the first MR signal classified into a plurality of classes using a threshold for discriminating the body movement state into a plurality of classes is the maximum data amount among the plurality of classes. If the amount of data in the largest class is less than the reference value, it is determined that additional collection is required. More specifically, when the expiratory phase data amount is less than the reference value (Yes in step Sa7), the processing circuit 131 executes the process of step Sa8. If the expiratory phase data amount is greater than or equal to the reference value (No in step Sa7), the processing circuit 131 executes the process of step Sa9. Through the processing of steps Sa4 to Sa7, the processing circuit 131 performs the first MR signal related to the subject P based on the amount of data of the first MR signal corresponding to the state of body motion after a predetermined time has elapsed from the acquisition start time of the first MR signal. Determine whether additional acquisition of 2MR signals is necessary.
(ステップSa8)
処理回路131は、追加機能1319により、最大クラスに属する第1MR信号とは異なる第2トラジェクトリを撮像プロトコルに追加する。より詳細には、処理回路131は、最大クラスに属する第1MR信号に関する第1トラジェクトリとは異なるトラジェクトリを、第2収集位置を示す第2トラジェクトリとして、撮像プロトコルに追加する。第2収集位置は、追加収集時において収集される第2MR信号の、k空間上における収集位置である。具体的には、処理回路131は、呼気相に属する第1MR信号に関する第1収集位置を特定する、次に、処理回路131は、k空間において特定された第1収集位置とは異なる第2収集位置を示す第2トラジェクトリを、撮像プロトコルに追加する。なお、処理回路131は、k空間における第1収集位置に基づいて、k空間において第1収集位置と第2収集位置とが均一に分布するように、第2収集位置を決定してもよい。また、取得機能1315により取得される体動状態の変化が略周期的である場合、処理回路131は、体動状態の変化の周期性を加味して、k空間における第2収集位置を特定してもよい。
(Step Sa8)
The processing circuit 131 adds a second trajectory different from the first MR signal belonging to the largest class to the imaging protocol by means of the addition function 1319 . More specifically, the processing circuit 131 adds a trajectory different from the first trajectory for the first MR signal belonging to the largest class to the imaging protocol as a second trajectory indicating the second acquisition position. The second acquisition position is the acquisition position on the k-space of the second MR signal acquired during the additional acquisition. Specifically, processing circuitry 131 identifies a first acquisition location for a first MR signal belonging to the expiratory phase; A second trajectory indicating the position is added to the imaging protocol. Note that the processing circuit 131 may determine the second collection positions based on the first collection positions in the k-space so that the first collection positions and the second collection positions are evenly distributed in the k-space. Further, when the change in the body motion state acquired by the acquisition function 1315 is substantially periodic, the processing circuit 131 specifies the second collection position in the k-space, taking into consideration the periodicity of the change in the body motion state. may
図4は、k空間11において特定された、収集済みの第1MR信号の第1トラジェクトリが占める領域13の一例を示す図である。図4においてトラジェクトリは原点を通る直線で描かれている。図4に示すように、k空間11のうちの領域13以外の領域が、領域15に設定される。領域15には、追加撮像における収集対象である第2MR信号の第2トラジェクトリが設定される。例えば、呼気相において第1MR信号が収集されていない領域15に第2トラジェクトリが設定される。 FIG. 4 shows an example of the region 13 occupied by the first trajectory of the first acquired MR signal identified in k-space 11 . In FIG. 4 the trajectory is drawn as a straight line passing through the origin. As shown in FIG. 4, the area other than area 13 in k-space 11 is set as area 15 . A second trajectory of the second MR signal, which is an acquisition target in the additional imaging, is set in the region 15 . For example, a second trajectory is set in the region 15 where the first MR signal is not acquired during the expiratory phase.
処理回路131は、追加機能1319により、第2トラジェクトリを特定するために角度マップを用いてもよい。角度マップとは、MR信号のトラジェクトリを、k空間の原点回りの角度に規定された1次元空間に配置したマップである。 Processing circuitry 131 may use the angle map to identify the second trajectory by additional function 1319 . An angle map is a map in which MR signal trajectories are arranged in a one-dimensional space defined by angles around the origin of the k-space.
図5は、角度マップの一例を示すである。図5に示すように、処理回路131は、角度マップにおいて、第1トラジェクトリが存在しない領域11を、第2トラジェクトリが設定され得る領域15として決定する。例えば、処理回路131は、図5に示すような場合、領域11における第1トラジェクトリの間隔と同一の間隔で、領域15において第2トラジェクトリを配置する。更に第1トラジェクトリと第2トラジェクトリとの間隔が均一になるように第2トラジェクトリが決定されるとよい。なお、被検体Pに対するスキャン方式がカーテシアンの場合、処理回路131は、角度マップの代わりに、位相エンコード方向に対して第1トラジェクトリを配置したマップを用いて、第2トラジェクトリを決定してもよい。他のスキャン方式についても同様に、処理回路131は、第2トラジェクトリを決定することが可能である。 FIG. 5 shows an example of an angle map. As shown in FIG. 5, the processing circuit 131 determines the area 11 in the angle map where the first trajectory does not exist as the area 15 in which the second trajectory can be set. For example, processing circuitry 131 places the second trajectory in region 15 at the same spacing as the first trajectory in region 11, as shown in FIG. Furthermore, the second trajectory may be determined such that the interval between the first trajectory and the second trajectory is uniform. Note that when the scanning method for the subject P is Cartesian, the processing circuit 131 may determine the second trajectory using a map in which the first trajectory is arranged in the phase encoding direction instead of the angle map. . Similarly for other scanning schemes, the processing circuit 131 can determine the second trajectory.
図6は、呼気相EAに関するk空間11E及び吸気相IAに関するk空間11Iにおける第1トラジェクトリP1及び第2トラジェクトリP2の一例を示す図である。図6に示すように、呼気相EAは最大クラスであるとする。後のステップSa11において、呼気相EAに関するk空間11Eにおける第2トラジェクトリP2に対応する第2MR信号が収集される。最大クラスではない吸気相IAにおける第1MR信号は破棄されてもよい。 FIG. 6 is a diagram showing an example of the first trajectory P1 and the second trajectory P2 in the k-space 11E for the expiratory phase EA and the k-space 11I for the inspiratory phase IA. As shown in FIG. 6, the expiratory phase EA is assumed to be the maximum class. In a later step Sa11, a second MR signal corresponding to a second trajectory P2 in k-space 11E for the expiratory phase EA is acquired. The first MR signal in the inspiratory phase IA that is not the maximum class may be discarded.
(ステップSa9)
処理回路131は、システム制御機能1311により、追加収集が実行されることと、撮像延長時間と、撮像終了予定時刻とのうち少なくとも一つを、ディスプレイ127に表示させる。具体的には、処理回路131は、追加収集される第2トラジェクトリP2の総数に基づいて、撮像延長時間を計算する。処理回路131は、第1MR信号の収集の実行前において撮像条件により設定された撮像時間に撮像延長時間を加算することにより、撮像終了予定時刻を計算する。ディスプレイ127は、追加収集が実行されることと、計算された像延長時間と、計算された撮像終了予定時刻とを表示する。
(Step Sa9)
The processing circuit 131 causes the display 127 to display at least one of the execution of additional acquisition, the imaging extension time, and the scheduled imaging end time by the system control function 1311 . Specifically, the processing circuitry 131 calculates the imaging extension time based on the total number of additionally acquired second trajectories P2. The processing circuit 131 calculates the scheduled imaging end time by adding the imaging extension time to the imaging time set according to the imaging conditions before execution of acquisition of the first MR signal. The display 127 indicates that additional acquisitions will be performed, the calculated image extension time, and the calculated scheduled imaging end time.
(ステップSa10)
処理回路131は、判定機能1317により、撮像条件として設定された撮像時間が経過したか否かを判定する。撮像時間が経過していない場合(ステップSa10のNo)、撮像制御回路121は、ステップSa2の処理を実行する。次いで、処理回路131は、ステップSa3乃至ステップSa10の処理を繰り返す。このとき、ステップSa7における最大クラスのデータ量とステップSa8における第2トラジェクトリとは更新される。撮像時間が経過している場合(ステップSa10のYes)、撮像制御回路121は、ステップSa11の処理を実行する。
(Step Sa10)
The processing circuit 131 uses the determination function 1317 to determine whether or not the imaging time set as the imaging condition has elapsed. If the imaging time has not elapsed (No in step Sa10), the imaging control circuit 121 executes the process of step Sa2. Next, the processing circuit 131 repeats the processing from step Sa3 to step Sa10. At this time, the maximum class data amount in step Sa7 and the second trajectory in step Sa8 are updated. If the imaging time has elapsed (Yes in step Sa10), the imaging control circuit 121 executes the process of step Sa11.
(ステップSa11)
撮像制御回路121は、第2トラジェクトリに従って追加収集を実行し、第2MR信号を収集する。より詳細には、撮像制御回路121は、第2トラジェクトリを含む第2パルスシーケンスに従い被検体PをMR撮像し、被検体Pに関する第2MR信号を収集する。撮像制御回路121は、収集された第2MR信号を、最大クラスに付帯させて記憶装置129に記憶させる。このとき、最大クラスに属するMR信号は、第1MR信号と第2MR信号とを有することとなる。処理回路131は、判定機能1317により、第2MR信号を複数のクラスに分類し、ステップSa7で説明した判定を再度行ってもよい。ステップSa11は、ステップSa10の処理の前に実行されてもよい。
(Step Sa11)
The imaging control circuit 121 performs additional acquisition according to the second trajectory to acquire a second MR signal. More specifically, the imaging control circuit 121 performs MR imaging of the subject P according to a second pulse sequence including a second trajectory, and acquires second MR signals regarding the subject P. FIG. The imaging control circuit 121 causes the acquired second MR signal to be attached to the maximum class and stored in the storage device 129 . At this time, the MR signal belonging to the maximum class has the first MR signal and the second MR signal. The processing circuit 131 may classify the second MR signal into a plurality of classes by the determination function 1317 and perform the determination described in step Sa7 again. Step Sa11 may be executed before the process of step Sa10.
ステップSa11において、インタフェース125は、操作者の指示により、追加収集の停止の指示を入力してもよい。追加収集の停止の指示の入力を契機として、撮像制御回路121は、追加収集を停止する。加えて、処理回路131は、停止の指示の入力を契機として、第1MR信号と停止の指示の入力までに収集された第2MR信号とに基づいて、MR画像を再構成する。 In step Sa11, the interface 125 may input an instruction to stop the additional collection according to an operator's instruction. Triggered by the input of the instruction to stop the additional acquisition, the imaging control circuit 121 stops the additional acquisition. In addition, the processing circuit 131, triggered by the input of the stop instruction, reconstructs the MR image based on the first MR signal and the second MR signal acquired until the input of the stop instruction.
(ステップSa12)
処理回路131は、再構成機能1321により、最大クラスに属する第1MR信号と、第2MR信号とに基づいて、MR画像を再構成する。具体的には、処理回路131は、呼気相EAに関するk空間KspEに配置された第1MR信号と第2MR信号とに基づいて、呼気相EAに対応するMR画像を再構成する。処理回路131は、再構成されたMR画像を、ディスプレイ127と記憶装置129とに出力する。ディスプレイ127は、再構成されたMR画像を表示する。
(Step Sa12)
The processing circuit 131 uses the reconstruction function 1321 to reconstruct an MR image based on the first MR signal and the second MR signal belonging to the largest class. Specifically, the processing circuit 131 reconstructs an MR image corresponding to the expiratory phase EA based on the first MR signal and the second MR signal arranged in the k-space KspE for the expiratory phase EA. Processing circuitry 131 outputs the reconstructed MR image to display 127 and storage device 129 . A display 127 displays the reconstructed MR image.
以上に述べた構成及び追加収集実行処理によれば、以下に示す効果が得られる。 According to the configuration and the additional collection execution process described above, the following effects can be obtained.
本実施形態におけるMRI装置100によれば、k空間における第1MR信号の第1収集位置を示す第1トラジェクトリを設定し、第1トラジェクトリに従って被検体Pに関する第1MR信号を逐次収集し、第1MR信号の収集中における被検体Pの体動状態を取得し、第1MR信号の収集開始時刻から所定の時間の経過後、体動状態に応じた第1MR信号のデータ量に基づいて、被検体Pに関する第2MR信号の追加収集の要否を判定し、追加収集が必要であると判定された場合、k空間における追加収集に関する第2収集位置を示す第2トラジェクトリを撮像プロトコルに追加し、第1MR信号と追加収集の実行により収集された第2MR信号とに基づいて、MR画像を再構成することができる。このとき、MRI装置100によれば、例えば、パラレルイメージング、圧縮センシング、または学習済みのディープニューラルネットワーク、またはそれらの組み合わせを用いてMR画像を再構成することができる。 According to the MRI apparatus 100 of this embodiment, the first trajectory indicating the first acquisition position of the first MR signal in the k-space is set, the first MR signal related to the subject P is sequentially acquired according to the first trajectory, and the first MR signal acquires the body motion state of the subject P during the acquisition of the first MR signal, and after a predetermined time has passed since the acquisition start time of the first MR signal, based on the data amount of the first MR signal corresponding to the body motion state, Determining whether additional acquisition of the second MR signal is necessary, and if it is determined that the additional acquisition is required, adding a second trajectory indicating the second acquisition position for the additional acquisition in k-space to the imaging protocol, and adding the first MR signal and a second MR signal acquired by performing an additional acquisition, an MR image can be reconstructed. At this time, the MRI apparatus 100 can reconstruct MR images using, for example, parallel imaging, compressed sensing, trained deep neural networks, or combinations thereof.
また、MRI装置100によれば、体動状態を複数のクラスに弁別する閾値を用いて複数のクラスに分類された第1MR信号のデータ量に関して、複数のクラスのうちデータ量が最大となる最大クラスにおけるデータ量が基準値未満である場合、追加収集が必要であると判定し、最大クラスに属する第1MR信号に関する第1トラジェクトリとは異なるトラジェクトリを、第2トラジェクトリとして撮像プロトコルに追加し、最大クラスに属する第1MR信号と第2MR信号とを用いて、MR画像を再構成することができる。また、MRI装置100によれば、第1トラジェクトリをラジアルスキャンによるk空間における第1MR信号の充填軌跡として設定し、第1MR信号の収集前において、第1トラジェクトリに重複しないように第2トラジェクトリを設定することができる。 Further, according to the MRI apparatus 100, regarding the amount of data of the first MR signals classified into a plurality of classes using a threshold for discriminating body movement states into a plurality of classes, the maximum data amount among the plurality of classes is If the amount of data in the class is less than the reference value, it is determined that additional acquisition is required, and a trajectory different from the first trajectory for the first MR signal belonging to the maximum class is added to the imaging protocol as a second trajectory, and the maximum An MR image can be reconstructed using the first MR signal and the second MR signal belonging to the class. Further, according to the MRI apparatus 100, the first trajectory is set as the filling trajectory of the first MR signal in k-space by radial scanning, and the second trajectory is set so as not to overlap the first trajectory before acquiring the first MR signal. can do.
また、MRI装置100によれば、追加収集が必要であると判定された場合、追加収集が実行されることと、追加収集の実行により増加した撮像時間と、追加収集を含む撮像終了予定時刻とのうち、少なくとも一つをディスプレイ127に表示することができる。また、MRI装置100によれば、追加収集の停止の指示を入力し、停止の指示の入力を契機として追加収集の実行を停止し、前記停止の指示の入力を契機として、第1MR信号と停止の指示の入力までに収集された第2MR信号とに基づいて、MR画像を再構成することができる。 Further, according to the MRI apparatus 100, when it is determined that additional acquisition is necessary, the additional acquisition is performed, the imaging time increased due to the execution of the additional acquisition, and the scheduled imaging end time including the additional acquisition. At least one of them can be displayed on the display 127 . Further, according to the MRI apparatus 100, an instruction to stop the additional acquisition is input, the execution of the additional acquisition is stopped upon input of the stop instruction, and the first MR signal and the stop are triggered by the input of the stop instruction. An MR image can be reconstructed based on the second MR signals acquired until the input of the instruction.
これらのことから、MRI装置100によれば、被検体Pの体動による撮像対象の体動状態に基づいて分類された複数のクラスのうち最大クラスにおいて、操作者が所望するMR画像の画質を担保するために必要なMR信号のデータ量が不足していれば、データ量の不足を補うように追加撮像を実行することができ、MR画像の画質を担保することができる。また、MRI装置100によれば、追加収集に関する情報を操作者に提供することができるため、操作者が任意に追加収集を停止するとともにMR画像の再構成を実行することができる。これにより、追加収集の実行による撮像時間の増加を、操作者の指示により適宜調整することができる。 For these reasons, according to the MRI apparatus 100, the image quality of the MR image desired by the operator can be selected in the largest class among the plurality of classes classified based on the body motion state of the imaging target due to the body motion of the subject P. If the data amount of the MR signals required for ensuring is insufficient, additional imaging can be performed to compensate for the lack of data amount, and the image quality of the MR image can be ensured. In addition, according to the MRI apparatus 100, information about additional acquisition can be provided to the operator, so that the operator can arbitrarily stop the additional acquisition and reconstruct the MR image. As a result, the increase in imaging time due to execution of additional acquisition can be appropriately adjusted according to the operator's instruction.
(第1の変形例)
第1の変形例に係る処理回路131は、複数のクラス各々について追加収集の要否が判定され、複数のクラス各々に属する第1MR信号及び第2MR信号を用いて複数のクラス各々に対応するMR画像を再構成する。
(First modification)
The processing circuit 131 according to the first modification determines whether or not additional acquisition is necessary for each of the plurality of classes, and uses the first MR signal and the second MR signal belonging to each of the plurality of classes to obtain MR data corresponding to each of the plurality of classes. Reconstruct the image.
図7は、呼気相EAに関するk空間11E及び吸気相IAに関するk空間11Iにおける第1トラジェクトリP1及び第2トラジェクトリP2の一例を示す図である。図7に示すように、本変形例では、吸気相IAにおける第1MR信号は、破棄されずに、吸気相IAに対応するMR画像の再構成に用いられる。 FIG. 7 is a diagram showing an example of the first trajectory P1 and the second trajectory P2 in the k-space 11E for the expiratory phase EA and the k-space 11I for the inspiratory phase IA. As shown in FIG. 7, in this modified example, the first MR signal in the inspiratory phase IA is used for reconstruction of the MR image corresponding to the inspiratory phase IA without being discarded.
以下、本変形例における追加収集実行処理について説明する。図8及び図9は、本変形例に関する追加収集実行処理の手順の一例を示すフローチャートである。図8におけるステップSb1乃至Sb5、ステップSb8は、それぞれ、図2におけるステップSa1乃至Sa5、ステップSa9と同様な処理のため、説明は省略する。 The additional collection execution process in this modified example will be described below. 8 and 9 are flowcharts showing an example of the procedure of the additional collection execution process regarding this modified example. Steps Sb1 to Sb5 and step Sb8 in FIG. 8 are the same processes as steps Sa1 to Sa5 and step Sa9 in FIG. 2, respectively, so description thereof will be omitted.
(ステップSb6)
処理回路131は、判定機能1317により、複数のクラス各々に属する第1MR信号のデータ量と基準値とを比較する。具体的には、処理回路131は、複数のクラスに分類された第1MR信号のデータ量に関して、複数のクラスのうち少なくとも一つのクラスにおいて、データ量が基準値未満である場合、追加収集が必要であると判定する。より詳細には、呼気相EAのデータ量が基準値未満である場合(ステップSb6のYes)、処理回路131は、ステップSb7の処理を実行する。また、吸気相IAのデータ量が基準値未満である場合(ステップSb6のYes)、処理回路131は、ステップSb7の処理を実行する。呼気相EAのデータ量及び吸気相IAのデータ量がともに基準値以上である場合(ステップSb6のNo)、処理回路131は、ステップSb9の処理を実行する。
(Step Sb6)
The processing circuit 131 uses the determination function 1317 to compare the data amount of the first MR signal belonging to each of the plurality of classes with the reference value. Specifically, with respect to the data amount of the first MR signals classified into a plurality of classes, the processing circuit 131 requires additional collection when the data amount is less than a reference value in at least one of the plurality of classes. It is determined that More specifically, when the data amount of the expiratory phase EA is less than the reference value (Yes in step Sb6), the processing circuit 131 executes the process of step Sb7. Further, when the data amount of the intake phase IA is less than the reference value (Yes in step Sb6), the processing circuit 131 executes the process of step Sb7. When both the data amount of the expiratory phase EA and the data amount of the inspiratory phase IA are equal to or greater than the reference value (No in step Sb6), the processing circuit 131 executes the process of step Sb9.
(ステップSb7)
処理回路131は、追加機能1319により、基準値未満となるデータ量を有するクラス(以下、追加クラスと呼ぶ)に属する第1MR信号に関する第1トラジェクトリとは異なるトラジェクトリを、追加収集に関する第2トラジェクトリとして、追加クラスに対応に付けて撮像プロトコルに追加する。具体的には、処理回路131は、追加クラスに属する第1MR信号に関する第1収集位置を特定する、次いで、処理回路131は、k空間において特定された第1収集位置とは異なる第2収集位置を示す第2トラジェクトリを、撮像プロトコルに追加する。これらの処理により、処理回路131は、追加収集に関する追加クラスに属する第1MR信号に関する第1トラジェクトリとは異なる第2トラジェクトリを撮像プロトコルに追加することができる。なお、本ステップにおける処理内容は、ステップSa8に記載の処理を各追加クラスについて実行するものであるため、詳細な説明は省略する。
(Step Sb7)
The processing circuit 131 uses the additional function 1319 to select a trajectory different from the first trajectory regarding the first MR signal belonging to a class having a data amount less than the reference value (hereinafter referred to as an additional class) as a second trajectory regarding additional acquisition. , is added to the imaging protocol with a corresponding additional class. Specifically, processing circuitry 131 identifies a first acquisition location for a first MR signal belonging to an additional class; A second trajectory indicating is added to the imaging protocol. These processes allow the processing circuitry 131 to add to the imaging protocol a second trajectory different from the first trajectory for the first MR signal belonging to the additional class for additional acquisitions. In addition, since the processing described in step Sa8 is executed for each additional class, the detailed description of the processing contents in this step is omitted.
(ステップSb9)
処理回路131は、判定機能1317により、撮像条件により設定された撮像時間が経過したか否かを判定する。撮像時間が経過していない場合(ステップSb9のNo)、撮像制御回路121は、ステップSb2の処理を実行する。次いで、処理回路131は、ステップSb3乃至ステップSb9の処理を繰り返す。このとき、ステップSb6における複数のクラス各々のデータ量、及びステップSb7における第2トラジェクトリは、更新される。撮像時間が経過している場合(ステップSb9のYes)、撮像制御回路121は、ステップSb10の処理を実行する。
(Step Sb9)
The processing circuit 131 uses the determination function 1317 to determine whether or not the imaging time set by the imaging conditions has elapsed. If the imaging time has not elapsed (No in step Sb9), the imaging control circuit 121 executes the process of step Sb2. Next, the processing circuit 131 repeats the processing of steps Sb3 to Sb9. At this time, the data amount of each of the plurality of classes in step Sb6 and the second trajectory in step Sb7 are updated. If the imaging time has elapsed (Yes in step Sb9), the imaging control circuit 121 executes the process of step Sb10.
(ステップSb10)
撮像制御回路121は、第2トラジェクトリに従って追加収集を実行し、追加クラスに属する第2MR信号を収集する。撮像制御回路121は、収集された第2MR信号を、追加クラスに付帯させて記憶装置129に記憶させる。このとき、追加クラスに属するMR信号は、第1MR信号と第2MR信号とを有することとなる。なお、本ステップの処理の後、処理回路131は、判定機能1317により、第2MR信号を複数のクラスに分類し、ステップSb6で説明した判定を再度行ってもよい。また、本ステップは、ステップSb9の処理の前に実行されてもよい。
(Step Sb10)
The imaging control circuit 121 performs additional acquisition according to the second trajectory to acquire a second MR signal belonging to the additional class. The imaging control circuit 121 stores the acquired second MR signal in the storage device 129 by attaching it to the additional class. At this time, the MR signals belonging to the additional class have the first MR signal and the second MR signal. After the process of this step, the processing circuit 131 may classify the second MR signals into a plurality of classes by the determination function 1317, and perform the determination described in step Sb6 again. Also, this step may be executed before the process of step Sb9.
(ステップSb11)
処理回路131は、再構成機能1321により、複数のクラス各々に属する第1MR信号と、第2MR信号とに基づいて、複数のクラスにそれぞれ対応する複数のMR画像を再構成する。具体的には、処理回路131は、呼気相に関するk空間に配置された第1MR信号及び第2MR信号に基づいて、呼気相に対応するMR画像を再構成する。また、処理回路131は、吸気相に関するk空間に配置された第1MR信号及び第2MR信号に基づいて、吸気相に対応するMR画像を再構成する。処理回路131は、再構成されたMR画像を、ディスプレイ127と記憶装置129とに出力する。ディスプレイ127は、再構成されたMR画像を表示する。
(Step Sb11)
The processing circuit 131 uses the reconstruction function 1321 to reconstruct a plurality of MR images respectively corresponding to a plurality of classes based on the first MR signals and the second MR signals belonging to each of the plurality of classes. Specifically, the processing circuit 131 reconstructs an MR image corresponding to the expiratory phase based on the first MR signal and the second MR signal arranged in k-space for the expiratory phase. The processing circuit 131 also reconstructs an MR image corresponding to the inspiratory phase based on the first MR signal and the second MR signal arranged in the k-space related to the inspiratory phase. Processing circuitry 131 outputs the reconstructed MR image to display 127 and storage device 129 . A display 127 displays the reconstructed MR image.
第1の変形例に係るMRI装置100によれば、体動状態を複数のクラスに弁別する閾値を用いて複数のクラスに分類された第1MR信号のデータ量に関して、複数のクラスのうち少なくとも一つのクラスにおいて、データ量が基準値未満である場合、追加収集が必要であると判定し、追加収集に関するクラスに属する第1MR信号に関する第1トラジェクトリとは異なる第2トラジェクトリを撮像プロトコルに追加し、複数のクラスに分類された第1MR信号及び第2MR信号を用いて、複数のクラス各々に対応するMR画像を再構成することができる。 According to the MRI apparatus 100 according to the first modification, regarding the data amount of the first MR signal classified into a plurality of classes using a threshold value for discriminating the body movement state into a plurality of classes, at least one of the plurality of classes In one class, if the amount of data is less than the reference value, determine that additional acquisition is required, add a second trajectory different from the first trajectory for the first MR signal belonging to the class for additional acquisition to the imaging protocol, Using the first MR signals and the second MR signals classified into multiple classes, MR images corresponding to each of the multiple classes can be reconstructed.
これにより、MRI装置100によれば、被検体Pの体動状態に応じて区分された複数のクラス各々について、操作者が望むMR画像の画質を担保するために必要なMR信号のデータ量が不足していれば、MR信号のデータ量の不足を補うように追加撮像を実行することができ、ひいては、MR画像の画質を担保することができる。 As a result, according to the MRI apparatus 100, for each of a plurality of classes classified according to the body motion state of the subject P, the amount of MR signal data required to ensure the image quality of the MR image desired by the operator is If there is a shortage, additional imaging can be performed so as to compensate for the lack of the data amount of the MR signal, and the image quality of the MR image can be ensured.
(第2の変形例)
第2の変形例に係る処理回路131は、呼吸ベルト及び光学カメラなどの外部機器を用いずに、MR画像を用いて体動状態を取得する。第2の変形例に係る処理は、図2のステップSa3及び図8のステップSb3において実行される。第2の変形例に係る追加収集実行処理では、図2に示すステップSa3は図2のステップSa4の後に実行され、図8に示すステップSb3は図8のステップSb4の後に実行される。
(Second modification)
The processing circuit 131 according to the second modification acquires the body motion state using MR images without using external devices such as a breathing belt and an optical camera. The process according to the second modification is executed in step Sa3 of FIG. 2 and step Sb3 of FIG. In the additional collection execution process according to the second modification, step Sa3 shown in FIG. 2 is executed after step Sa4 in FIG. 2, and step Sb3 shown in FIG. 8 is executed after step Sb4 in FIG.
処理回路131は、再構成機能1321により、第1MR信号の逐次収集が実行される総期間より短い参照期間において収集された第1MR信号(以下、参照MR信号と呼ぶ)に基づいてMR画像(以下、参照画像と呼ぶ)を再構成する。参照期間は、ステップSa4及びステップSb4の所定の時間に相当する。なお、参照期間は、所定の時間より短くてもよい。次いで、処理回路131は、所定の時間または参照期間より短い複数の部分期間各々において収集された第1MR信号(以下、部分MR信号と呼ぶ)に基づいて、複数の部分期間各々に対応する部分画像を再構成する。参照期間及び部分期間は、記憶装置129に記憶される。 The processing circuit 131 uses the reconstruction function 1321 to reconstruct an MR image (hereinafter referred to as a reference MR signal) based on a first MR signal (hereinafter referred to as a reference MR signal) acquired in a reference period shorter than the total period during which the first MR signals are successively acquired. , called the reference image). The reference period corresponds to the predetermined time of steps Sa4 and Sb4. Note that the reference period may be shorter than the predetermined time. Next, the processing circuit 131 generates partial images corresponding to each of the plurality of partial periods based on the first MR signals (hereinafter referred to as partial MR signals) acquired in each of the plurality of partial periods shorter than the predetermined time or reference period. to reconfigure. The reference periods and partial periods are stored in storage device 129 .
図10は、横隔膜の位置U1の時間変化と参照期間RPと部分期間PPとの一例を示す図である。図10に示すように、参照期間RPに属する参照MR信号を用いて再構成された参照画像における横隔膜は、参照期間RPにわたる横隔膜の位置U1を平均化した位置で画像化される。一方、部分期間PPに属する部分MR信号を用いて再構成された複数の部分画像各々における横隔膜は、部分期間PP各々における横隔膜の位置U1を平均化した位置で画像化される。なお、図10に示す複数の部分期間PPはオーバーラップしていないが、複数の部分期間PP各々の中心に対して部分期間を拡張させることにより、複数の部分期間PP各々は隣接する部分期間に対してオーバーラップしていてもよい。 FIG. 10 is a diagram showing an example of temporal changes in the position U1 of the diaphragm, the reference period RP, and the partial period PP. As shown in FIG. 10, the diaphragm in the reference image reconstructed using the reference MR signal belonging to the reference period RP is imaged at a position obtained by averaging the positions U1 of the diaphragm over the reference period RP. On the other hand, the diaphragm in each of the plurality of partial images reconstructed using the partial MR signals belonging to the partial period PP is imaged at a position obtained by averaging the positions U1 of the diaphragm in each partial period PP. Although the plurality of partial periods PP shown in FIG. 10 do not overlap, each of the plurality of partial periods PP can be extended to the adjacent partial period by extending the partial period with respect to the center of each of the plurality of partial periods PP. may overlap.
処理回路131は、取得機能1315により、参照画像と複数の部分画像各々との位置合わせを実行する。処理回路131は、上記位置合わせにより、参照画像における横隔膜の位置に対する部分画像各々における横隔膜の位置の相対的な位置を決定する。相対的な位置は、例えば、z方向に沿った横隔膜の位置のずれに相当する。処理回路131は、相対的な位置と閾値とに基づいて、体動状態を取得する。複数のクラスが呼気相及び吸気相の2つのクラスである場合、被検体Pの体動状態を複数のクラスに弁別するための閾値は、参照画像における横隔膜の位置に相当する。なお、複数のクラスが3以上である場合、複数の閾値は、横隔膜の位置に所定の係数を乗算することで決定されてもよい。これらの場合、第2の変形例において閾値の記憶は不要となる。 Processing circuitry 131 performs registration between the reference image and each of the plurality of partial images through acquisition function 1315 . Processing circuitry 131 determines the relative position of the diaphragm position in each partial image with respect to the position of the diaphragm in the reference image through the registration. A relative position corresponds to, for example, a displacement of the diaphragm along the z-direction. The processing circuit 131 acquires the body motion state based on the relative position and the threshold. When the plurality of classes are two classes of the expiratory phase and the inspiratory phase, the threshold for discriminating the body motion state of the subject P into the plurality of classes corresponds to the position of the diaphragm in the reference image. If the number of classes is 3 or more, the threshold values may be determined by multiplying the position of the diaphragm by a predetermined coefficient. In these cases, threshold storage is not required in the second modification.
なお、処理回路131は、取得機能1315により、参照画像と複数の部分画像各々とを入力し体動状態を出力するように学習された学習済みモデルを用いて、体動状態を取得してもよい。学習済みモデルは、例えば、ディープニューラルネットワーク、コンボリューショナルニューラルネットワーク(CNN:Convolutional Neural Network)等により実現される。 It should be noted that the processing circuit 131 may acquire the body motion state by using the acquisition function 1315 using a trained model that has been trained to input the reference image and each of the plurality of partial images and output the body motion state. good. A trained model is realized by, for example, a deep neural network, a convolutional neural network (CNN: Convolutional Neural Network), or the like.
第2の変形例に係るMRI装置100によれば、第1MR信号の逐次収集が実行される総期間より短い参照期間において収集された参照MR信号に基づいて参照画像を再構成し、参照期間より短い複数の部分期間各々において収集された部分MR信号に基づいて、部分期間各々に対応する部分画像を再構成し、参照画像と部分画像との位置合わせを実行することにより、体動状態を取得することができる。 According to the MRI apparatus 100 according to the second modification, the reference image is reconstructed based on the reference MR signals acquired in the reference period shorter than the total period during which the sequential acquisition of the first MR signals is performed, and A partial image corresponding to each partial period is reconstructed based on the partial MR signals acquired in each of a plurality of short partial periods, and the body motion state is acquired by performing registration between the reference image and the partial image. can do.
これにより、被検体Pに呼吸ベルトなどを装着させることなく、被検体Pの体動状態を取得することができるため、MR撮像における被検体Pの負担を軽減することができる。また、光学カメラなどの外部機器を用いることなく被検体Pの体動状態を取得することができるため、体動状態の取得に関するコストを低減することができる。 As a result, the body motion state of the subject P can be acquired without having the subject P wear a breathing belt or the like, so the burden on the subject P in MR imaging can be reduced. Moreover, since the body motion state of the subject P can be acquired without using an external device such as an optical camera, the cost for acquiring the body motion state can be reduced.
(第3の変形例)
第3の変形例に係る処理回路131は、呼吸ベルト及び光学カメラなどの外部機器を用いずに、非再構成画像を用いて体動状態を取得する。第3の変形例に係る処理は、図2のステップSa3及び図8のステップSb3において実行される。第3の変形例に係る追加収集実行処理では、図2に示すステップSa3は図2のステップSa4の後に実行され、図8に示すステップSb3は図8のステップSb4の後に実行される。
(Third modification)
The processing circuit 131 according to the third modification acquires the body motion state using non-reconstructed images without using external devices such as a breathing belt and an optical camera. The process according to the third modification is performed in step Sa3 of FIG. 2 and step Sb3 of FIG. In the additional collection execution process according to the third modification, step Sa3 shown in FIG. 2 is executed after step Sa4 in FIG. 2, and step Sb3 shown in FIG. 8 is executed after step Sb4 in FIG.
処理回路131は、取得機能1315により、参照MR信号に基づいて、第1非再構成画像データを生成する。処理回路131は、部分MR信号に基づいて、複数の部分期間各々に対応する第2非再構成画像データを生成する。以下、説明を具体的にするために、参照MR信号に対応するMRデータ(以下、参照MRデータと呼ぶ)及び部分MR信号に対応するMRデータ(以下、部分MRデータと呼ぶ)は、例えば、kx、ky、kz方向により規定される3次元データであるものとして説明する。処理回路131は、参照MRデータに対してkz方向に沿ってフーリエ変換を実行することにより、第1非再構成画像データを取得する。 Processing circuitry 131 generates first non-reconstructed image data based on the reference MR signal via acquisition function 1315 . The processing circuit 131 generates second non-reconstructed image data corresponding to each of the plurality of partial periods based on the partial MR signal. To make the description concrete, MR data corresponding to the reference MR signal (hereinafter referred to as reference MR data) and MR data corresponding to the partial MR signal (hereinafter referred to as partial MR data) are, for example, Three-dimensional data defined by the kx, ky, and kz directions will be described. Processing circuitry 131 obtains first non-reconstructed image data by performing a Fourier transform on the reference MR data along the kz direction.
同様に、処理回路131は、取得機能1315により、部分MRデータに対してkz方向に沿ってフーリエ変換を実行することにより、第2非再構成画像データを取得する。このとき、第1非再構成画像データ及び第2非再構成画像データは、z方向に垂直な方向からz方向へMR画像を投影することにより生成される投影データに相当する。なお、第1非再構成画像データ及び第2非再構成画像データは、投影データに限定されず、MRデータであってもよい。 Similarly, processing circuitry 131 acquires second non-reconstructed image data by performing a Fourier transform on the partial MR data along the kz direction, via acquisition function 1315 . At this time, the first non-reconstruction image data and the second non-reconstruction image data correspond to projection data generated by projecting an MR image in the z direction from a direction perpendicular to the z direction. Note that the first non-reconstruction image data and the second non-reconstruction image data are not limited to projection data, and may be MR data.
図11は、投影画像I1の一例を示す図である。投影画像I1は、異なる収集時刻の第2非再構成画像データを時間軸に沿って配置することにより生成される。図11に示すように、横隔膜の位置は、コントラストが変化する境界DLに相当する。なお、投影データに対応する第2非再構成画像データは、例えばナビゲーションエコー法を用いて取得されてもよい。図12は、位置決め画像I2において示される、ナビゲーションエコー法の収集範囲NEAを示す図である。 FIG. 11 is a diagram showing an example of the projection image I1. The projection image I1 is generated by arranging the second non-reconstructed image data at different acquisition times along the time axis. As shown in FIG. 11, the position of the diaphragm corresponds to the boundary DL where the contrast changes. Note that the second non-reconstructed image data corresponding to the projection data may be acquired using, for example, the navigation echo method. FIG. 12 is a diagram showing the acquisition range NEA of the navigation echo method shown in the positioning image I2.
処理回路131は、取得機能1315により、第1非再構成画像データと第2非再構成画像データとの位置合わせを実行する。処理回路131は、上記位置合わせにより、第1非再構成画像データにおける横隔膜の位置に対する第2非再構成画像データにおける横隔膜の位置の相対的な位置を決定する。処理回路131は、相対的な位置と閾値とに基づいて、体動状態を取得する。複数のクラスが呼気相及び吸気相の2つのクラスである場合、被検体Pの体動状態を複数のクラスに弁別するための閾値は、第1非再構成画像データにおける横隔膜の位置に相当する。なお、複数のクラスが3以上である場合、複数の閾値は、横隔膜の位置に所定の係数を乗算することで決定されてもよい。これらの場合、本変形例において、閾値の記憶は不要となる。 Processing circuitry 131 performs registration of the first non-reconstructed image data and the second non-reconstructed image data through acquisition function 1315 . Processing circuitry 131 determines the relative position of the diaphragm position in the second non-reconstructed image data with respect to the position of the diaphragm in the first non-reconstructed image data by the alignment. The processing circuit 131 acquires the body motion state based on the relative position and the threshold. When the plurality of classes are two classes of the expiratory phase and the inspiratory phase, the threshold for discriminating the body motion state of the subject P into the plurality of classes corresponds to the position of the diaphragm in the first non-reconstructed image data. . If the number of classes is 3 or more, the threshold values may be determined by multiplying the position of the diaphragm by a predetermined coefficient. In these cases, it is not necessary to store threshold values in this modified example.
なお、処理回路131は、取得機能1315により、第2非再構成画像データと第1MR信号に対応するMRデータとを入力し体動状態を出力するように学習された学習済みモデルを用いて、体動状態を取得してもよい。また、処理回路131は、判定機能1317により、第1MR信号と第2非再構成画像データとを入力し分類された第1MR信号を出力するように学習された学習済みモデルを用いて、第1MR信号を分類してもよい。 In addition, the processing circuit 131 uses a trained model that has been trained to input the second non-reconstructed image data and the MR data corresponding to the first MR signal and output the body movement state by the acquisition function 1315, You may acquire a body movement state. In addition, the processing circuit 131 uses a learned model trained to input the first MR signal and the second non-reconstructed image data and output the classified first MR signal by the determination function 1317, and the first MR Signals may be classified.
第3の変形例に係るMRI装置100によれば、第1MR信号の逐次収集が実行される総期間より短い参照期間において収集された参照MR信号に基づく第1非再構成画像データと、参照期間より短い複数の部分期間各々において収集された部分MR信号に基づく部分期間各々に対応する第2非再構成画像データとの位置合わせを実行することにより、体動状態を取得することができる。 According to the MRI apparatus 100 according to the third modification, the first non-reconstructed image data based on the reference MR signals acquired in the reference period shorter than the total period in which the sequential acquisition of the first MR signals is performed, and the reference period By performing registration based on the partial MR signals acquired in each of the shorter partial periods with the second non-reconstructed image data corresponding to each partial period, the motion state can be obtained.
(第4の変形例)
第4の変形例に係る処理回路131は、体動状態ごとの第1MR信号に基づいて体動状態に対応するMR画像(以下、状態画像と呼ぶ)を再構成し、状態画像におけるノイズ強度に基づいて追加収集の要否を判定することにある。第4の変形例に係る処理は、追加収集実行処理において、図2のステップSa7及び図8のステップSb6の処理に置換されて用いられる。
(Fourth modification)
The processing circuit 131 according to the fourth modification reconstructs an MR image (hereinafter referred to as a state image) corresponding to the body motion state based on the first MR signal for each body motion state, and adjusts the noise intensity in the state image. The purpose is to determine whether or not additional collection is necessary based on the results. The process according to the fourth modification is used in place of the process of step Sa7 in FIG. 2 and step Sb6 in FIG. 8 in the additional collection execution process.
処理回路131は、再構成機能1321により、体動状態ごとの第1MR信号に基づいて、体動状態に対応する状態画像を再構成する。具体的には、処理回路131は、複数のクラス各々に属する第1MR信号に基づいて、複数のクラス各々に対応する状態画像を再構成する。図2のステップSa7においては、処理回路131は、最大クラスに属する第1MR信号に基づいて、最大クラスに対応する状態画像を再構成する。 The processing circuit 131 uses the reconstruction function 1321 to reconstruct a state image corresponding to the body motion state based on the first MR signal for each body motion state. Specifically, the processing circuit 131 reconstructs state images corresponding to each of the plurality of classes based on the first MR signals belonging to each of the plurality of classes. At step Sa7 in FIG. 2, the processing circuit 131 reconstructs a state image corresponding to the maximum class based on the first MR signals belonging to the maximum class.
処理回路131は、判定機能1317により、状態画像におけるノイズ強度に基づいて、追加収集の要否を判定する。具体的には、処理回路131は、状態画像に対してデノイズフィルタを適用することにより、デノイズ画像を生成する。処理回路131は、状態画像とデノイズ画像との画素値の差分の2乗和を、ノイズ強度として計算する。処理回路131は、記憶装置129に記憶されたノイズ閾値とノイズ強度とを比較し、ノイズ強度がノイズ閾値より大きければ、追加収集が必要であると判定する。 The processing circuit 131 determines whether or not additional acquisition is necessary based on the noise intensity in the state image by the determination function 1317 . Specifically, the processing circuit 131 generates a denoised image by applying a denoising filter to the state image. The processing circuit 131 calculates the sum of the squares of the pixel value differences between the state image and the denoised image as the noise intensity. Processing circuitry 131 compares the noise threshold stored in memory 129 with the noise intensity and determines that additional acquisitions are required if the noise intensity is greater than the noise threshold.
なお、処理回路131は、ノイズ強度の特定のために、必ずしも、状態画像を再構成する必要はない。例えば、処理回路131は、第1MR信号が配置されたk空間における端部のデータをノイズ強度として特定してもよい。この場合、ノイズ閾値は、例えば、被検体Pに対して送信RF波を印加することなく受信回路119により収集された信号に相当する。 Note that the processing circuit 131 does not necessarily need to reconstruct the state image to identify the noise intensity. For example, the processing circuitry 131 may identify the edge data in k-space where the first MR signal is located as the noise intensity. In this case, the noise threshold corresponds to, for example, the signal collected by the receiving circuit 119 without applying a transmitted RF wave to the subject P. FIG.
また、処理回路131は、状態画像または複数のクラス各々に属する第1MR信号を入力して追加収集の要否を出力するように学習された学習済みモデルを用いて、判定機能1317により、追加収集の要否を判定してもよい。学習済みモデルは、例えば、ディープニューラルネットワーク、サポートベクターマシン(Support Vector Machine)、ランダムフォレスト(Random Forest)などの機械学習モデルにより実現される。 In addition, the processing circuit 131 uses a learned model trained to input the state image or the first MR signal belonging to each of a plurality of classes and output whether or not additional acquisition is necessary. may be determined. A trained model is implemented by a machine learning model such as a deep neural network, a support vector machine, or a random forest.
第4の変形例に係るMRI装置100によれば、体動状態ごとの第1MR信号に基づいて体動状態に対応する状態画像を再構成し、状態画像のノイズ強度に基づいて追加収集の要否を判定することができる。MR画像のノイズ強度に基づいて追加収集の要否を判定しているため、ノイズを低減させた高画質なMR画像を再構成することができる。 According to the MRI apparatus 100 according to the fourth modification, a state image corresponding to the body motion state is reconstructed based on the first MR signal for each body motion state, and additional acquisition is required based on the noise intensity of the state image. No can be determined. Since the necessity of additional acquisition is determined based on the noise intensity of the MR image, a high-quality MR image with reduced noise can be reconstructed.
(第5の変形例)
第5の変形例に係る処理回路131は、体動状態ごとの第1MR信号に基づいて、体動状態ごとの状態画像を再構成し、状態画像に含まれるアーチファクトの検出量に基づいて追加収集の要否を判定する。第5の変形例に係る処理は、追加収集実行処理において、図2のステップSa7及び図8のステップSb6の処理に置換されて用いられる。
(Fifth Modification)
The processing circuit 131 according to the fifth modification reconstructs a state image for each body motion state based on the first MR signal for each body motion state, and additionally acquires based on the detected amount of artifacts included in the state image. Determine the necessity of The processing according to the fifth modification is used in place of the processing of step Sa7 of FIG. 2 and step Sb6 of FIG. 8 in the additional collection execution processing.
処理回路131は、再構成機能1321により、体動状態ごとの第1MR信号に基づいて、体動状態に対応する状態画像を再構成する。具体的には、処理回路131は、複数のクラス各々に属する第1MR信号に基づいて、複数のクラス各々に対応する状態画像を再構成する。図2のステップSa7においては、処理回路131は、最大クラスに属する第1MR信号に基づいて、最大クラスに対応する状態画像を再構成する。 The processing circuit 131 uses the reconstruction function 1321 to reconstruct a state image corresponding to the body motion state based on the first MR signal for each body motion state. Specifically, the processing circuit 131 reconstructs state images corresponding to each of the plurality of classes based on the first MR signals belonging to each of the plurality of classes. At step Sa7 in FIG. 2, the processing circuit 131 reconstructs a state image corresponding to the maximum class based on the first MR signals belonging to the maximum class.
処理回路131は、判定機能1317により、状態画像に含まれるアーチファクトの検出量に基づいて、追加収集の要否を判定する。具体的には、処理回路131は、アーチファクトを検出するフィルタ(以下、検出フィルタと呼ぶ)を用いて、状態画像におけるアーチファクトを検出する。検出フィルタは、例えば、スキャン方式ごとに予め記憶装置129に記憶されてもよい。なお、処理回路131は、検出フィルタの代わりに、典型的なアーチファクトの形状を示すテンプレートを用いて、状態画像に対してテンプレートマッチングを実行することにより、アーチファクトを検出してもよい。 The processing circuit 131 uses the determination function 1317 to determine whether or not additional acquisition is necessary based on the detected amount of artifacts included in the state image. Specifically, the processing circuitry 131 detects artifacts in the state image using filters for detecting artifacts (hereinafter referred to as detection filters). Detection filters may be stored in advance in the storage device 129 for each scanning method, for example. It should be noted that the processing circuit 131 may detect artifacts by performing template matching on the state image using a template representing the shape of a typical artifact instead of the detection filter.
図13は、スキャン方式がラジアルスキャンである場合の部分画像に描出される体動アーチファクトMARの一例を示す図である。図14は、スキャン方式がカーテシアンスキャンである場合の部分画像における体動アーチファクトMACの一例を示す図である。図13及び図14に示すように、最大クラスにおけるデータ量の不足は、状態画像にアーチファクトとして現れることがある。 FIG. 13 is a diagram showing an example of body motion artifact MAR rendered in a partial image when the scanning method is radial scanning. FIG. 14 is a diagram showing an example of body motion artifact MAC in a partial image when the scanning method is Cartesian scanning. As shown in FIGS. 13 and 14, the lack of data amount in the largest class can appear as artifacts in the state image.
処理回路131は、検出されたアーチファクトを用いて、状態画像におけるアーチファクトの検出量を計算する。アーチファクトの検出量とは、例えば、状態画像におけるアーチファクトの領域に含まれる画素数である。処理回路131は、記憶装置129に記憶された閾値とアーチファクトの検出量とを比較し、アーチファクトの検出量が閾値より大きければ、追加収集が必要であると判定する。 Processing circuitry 131 uses the detected artifacts to calculate the amount of artifact detection in the state image. The artifact detection amount is, for example, the number of pixels included in the artifact region in the state image. The processing circuit 131 compares the threshold stored in the storage device 129 with the amount of detected artifacts, and determines that additional acquisition is necessary if the amount of detected artifacts is greater than the threshold.
なお、処理回路131は、状態画像または複数のクラス各々に属する第1MR信号を入力して追加収集の要否を出力するように学習された学習済みモデルを用いて、判定機能1317により、追加収集の要否を判定してもよい。学習済みモデルは、例えば、ディープニューラルネットワーク、サポートベクターマシン、ランダムフォレスト等の機械学習モデルにより実現される。 Note that the processing circuit 131 inputs the state image or the first MR signal belonging to each of the plurality of classes, and uses a learned model trained to output whether or not additional acquisition is necessary. may be determined. A trained model is realized by a machine learning model such as a deep neural network, a support vector machine, or a random forest, for example.
第5の変形例に係るMRI装置100によれば、体動状態ごとの第1MR信号に基づいて体動状態に対応する状態画像を再構成し、状態画像におけるアーチファクトの検出量に基づいて、追加収集の要否を判定することができる。最大クラスのデータ量によらずに、MR画像におけるアーチファクトの検出量に基づいて追加収集の可否が判定されるため、アーチファクトを低減させた高画質なMR画像を再構成することができる。 According to the MRI apparatus 100 according to the fifth modification, a state image corresponding to the body motion state is reconstructed based on the first MR signal for each body motion state, and based on the detected amount of artifact in the state image, additional It is possible to determine whether collection is necessary. Whether or not to perform additional acquisition is determined based on the amount of artifact detected in the MR image, regardless of the amount of data in the largest class, so that a high-quality MR image with reduced artifacts can be reconstructed.
(第6の変形例)
第6の変形例に係る撮像制御回路121は、第1MR信号の逐次収集に続けて追加収集を実行する。なお、逐次収集に続けて追加収集を実行するか否かは、逐次収集におけるシーケンス種に応じて選択されてもよい。例えば、グラジエントエコー系のシーケンスで逐次収集が実行される場合、第6の変形例に係る処理が行われる。
(Sixth modification)
The imaging control circuit 121 according to the sixth modification performs additional acquisition subsequent to the sequential acquisition of the first MR signal. It should be noted that whether or not to perform additional collection following sequential collection may be selected according to the sequence type in sequential collection. For example, when sequential acquisition is performed in a gradient echo sequence, processing according to the sixth modification is performed.
処理回路131は、判定機能1317により、所定の時間の経過後、追加収集の要否の判定と撮像プロトコルへの第2トラジェクトリの追加とに要する時間(以下、判定追加時間と呼ぶ)を第1MR信号の逐次収集の終了予定時刻から減算した時刻(以下、判定開始限界時刻と呼ぶ)までの間に、追加収集の要否を判定する。判定追加時間は、予め記憶装置129に記憶される。具体的には、処理回路131は、撮像条件に基づいて、第1MR信号の逐次収集の実行に先立って、逐次収集に要する時間(以下、逐次収集時間と呼ぶ)を計算する。処理回路131は、ステップSa2の開始時刻に相当する収集開始時刻に逐次収集時間を加算することにより、終了予定時刻を計算する。処理回路131は、終了予定時刻から判定追加時間を差分することにより、判定開始限界時刻を計算する。処理回路131は、所定の時間の経過後であって、判定開始限界時刻に至るまでの間に、追加収集の要否を判定する。 The processing circuit 131 uses the determination function 1317 to determine the time required to determine whether additional acquisition is necessary and to add the second trajectory to the imaging protocol after a predetermined period of time (hereinafter referred to as determination additional time) as the first MR. Whether or not additional collection is necessary is determined during a time (hereinafter referred to as determination start limit time) subtracted from the scheduled end time of signal sequential collection. The determination additional time is stored in the storage device 129 in advance. Specifically, the processing circuit 131 calculates the time required for sequential acquisition (hereinafter referred to as sequential acquisition time) based on the imaging conditions prior to executing the sequential acquisition of the first MR signals. The processing circuit 131 calculates the scheduled end time by adding the successive collection time to the collection start time corresponding to the start time of step Sa2. The processing circuit 131 calculates the determination start limit time by subtracting the determination additional time from the scheduled end time. The processing circuit 131 determines whether or not additional collection is required after a predetermined period of time has elapsed and before the determination start limit time is reached.
図15は、追加収集実行処理において、収集開始時刻Ts1と、所定の時間PTと、所定の時間の終了時刻Tpptと、判定開始限界時刻Tbdtと、判定追加時間DTと、追加収集の開始時刻Ts2との一例を示す図である。図15に示すように、処理回路131は、追加収集の要否の判定を、所定の時間の終了時刻Tpptから判定開始限界時刻Tbdtまでの間に実行する。 FIG. 15 shows, in the additional collection execution process, a collection start time Ts1, a predetermined time PT, a predetermined time end time Tppt, a judgment start limit time Tbdt, an additional judgment time DT, and an additional collection start time Ts2. It is a figure which shows an example with. As shown in FIG. 15, the processing circuit 131 determines whether or not additional collection is necessary between the end time Tppt of a predetermined period and the determination start limit time Tbdt.
第6の変形例に係るMRI装置100によれば、第1MR信号の逐次収集に続けて追加収集を実行するために、所定の時間の経過後、追加収集の要否の判定と撮像プロトコルへの第2トラジェクトリの追加とに要する時間を逐次収集の終了予定時刻から減算した時刻までの間に、追加収集の要否を判定することができる。これにより、第1MR信号の収集時における送信RF波の送信時における磁化と同様な状態で、追加収集を実行することができる。追加収集の開始時において、T1回復後の磁化を安定させるためにMR信号を収集しないダミーRFパルスを被検体Pに印加する必要がなくなるため、追加収集を含めた撮像総時間を短くすることができる。 According to the MRI apparatus 100 according to the sixth modification, in order to perform additional acquisition subsequent to the sequential acquisition of the first MR signal, after a predetermined time has elapsed, it is determined whether or not additional acquisition is necessary and the imaging protocol is changed. It is possible to determine whether or not additional acquisition is necessary until the time obtained by subtracting the time required to add the second trajectory from the scheduled end time of sequential acquisition. As a result, additional acquisition can be performed in the same state as the magnetization during transmission of the transmission RF wave during acquisition of the first MR signal. At the start of the additional acquisition, there is no need to apply a dummy RF pulse that does not acquire MR signals to the subject P in order to stabilize the magnetization after T1 recovery, so the total imaging time including the additional acquisition can be shortened. can.
逐次収集と追加収集とが連続的に実行されない場合、逐次収集から追加収集への移行期において収集音が停止又は低減することにより、被検体Pが誤って検査が終了したと認識してしまう虞がある。第6の変形例に係るMRI装置100は、第1MR信号の逐次収集と追加収集とが連続して行われるため、MR信号の収集に起因する音(以下、収集音と呼ぶ)を切れ目なく発生させることができる。これにより、被検体Pが収集音の停止による検査終了を誤認識することがなくなるので、被検体Pへの心理的負担を低減することができる。 If the sequential acquisition and the additional acquisition are not performed continuously, the subject P may mistakenly recognize that the examination has ended due to the stop or reduction of the collected sound during the transition period from the sequential acquisition to the additional acquisition. There is Since the MRI apparatus 100 according to the sixth modification successively acquires the first MR signal and additionally acquires the first MR signal, the sound caused by the acquisition of the MR signal (hereinafter referred to as the acquired sound) is continuously generated. can be made This prevents the subject P from erroneously recognizing the end of the examination due to the stoppage of the collected sound, so that the psychological burden on the subject P can be reduced.
(第7の変形例)
第7の変形例に係る処理回路131は、インタフェース125を介して第1MR信号の逐次収集と追加収集とを含む撮像総時間が操作者により入力されると、撮像総時間と第1トラジェクトリとに基づいて第2トラジェクトリを決定する。
(Seventh Modification)
When the operator inputs the total imaging time including the sequential acquisition and the additional acquisition of the first MR signal via the interface 125, the processing circuit 131 according to the seventh modification changes the total imaging time and the first trajectory. determine a second trajectory based on the
追加収集実行処理におけるステップSa1の処理に先立って、または収集開始時刻から所定の時間が経過するまでの期間、インタフェース125を介した操作者の指示により、撮像総時間が入力される。撮像総時間は、被検体Pに対する撮像時間の上限に対応する。なお、撮像総時間の代わりに、撮像延長時間が入力されてもよい。 Prior to the processing of step Sa1 in the additional collection execution processing, or during a period until a predetermined time elapses from the collection start time, the operator instructs via the interface 125 to input the total imaging time. The total imaging time corresponds to the upper limit of the imaging time for the subject P. It should be noted that an imaging extension time may be input instead of the total imaging time.
処理回路131は、追加機能1319により、撮像総時間(または撮像延長時間)と第1トラジェクトリとに基づいて第2トラジェクトリを決定する。具体的には、処理回路131は、撮像総時間(または撮像延長時間)に基づいて第2トラジェクトリの本数を決定する。次いで、処理回路131は、k空間において第1トラジェクトリと第2トラジェクトリとが均等に配置されるように、第2トラジェクトリに関する撮像条件を決定する。例えば、図4に示すように第1トラジェクトリがk空間11に配置され、複数の第1トラジェクトリが存在しない2つの領域CP2がk空間11において1:2の割合で存在し、かつ撮像総時間に基づく撮像延長時間が3n(nは自然数)本の第2トラジェクトリに沿って追加収集を実行な可能な時間である場合、処理回路131は、2つの領域CP2のうち、狭い方の領域にn本の第2トラジェクトリが均等に配置されるように撮像条件を決定し、広い方の領域に2n本の第2トラジェクトリが均等に配置されるように撮像条件を決定する。 Processing circuitry 131, via additional function 1319, determines a second trajectory based on the total imaging time (or imaging extension time) and the first trajectory. Specifically, the processing circuitry 131 determines the number of second trajectories based on the total imaging time (or the extended imaging time). Processing circuitry 131 then determines imaging conditions for the second trajectory such that the first trajectory and the second trajectory are evenly distributed in k-space. For example, as shown in FIG. 4, a first trajectory is arranged in k-space 11, two regions CP2 in which a plurality of first trajectories do not exist exist in k-space 11 at a ratio of 1:2, and the total imaging time is If the imaging extension time based on is a time during which additional acquisition can be performed along 3n (n is a natural number) second trajectories, the processing circuit 131 performs n The imaging conditions are determined so that the second trajectories are evenly arranged, and the imaging conditions are determined so that the 2n second trajectories are evenly arranged in the wider area.
第7の変形例に係るMRI装置100によれば、第1MR信号の逐次収集と追加収集とを含む撮像総時間を入力し、入力された撮像総時間と第1収集位置とに基づいて、第2収集位置を決定することができる。撮像時間の上限に基づいて第2トラジェクトリの追加量を制御することができるため、操作者が望む撮像総時間内において第1トラジェクトリと第2トラジェクトリとをできるだけ均等にk空間に配置することができる。これにより、MRI装置100によれば、操作者により制限された撮像総時間において画質を向上させたMR画像を生成することができる。 According to the MRI apparatus 100 according to the seventh modification, the total imaging time including the sequential acquisition and the additional acquisition of the first MR signal is input, and based on the input total imaging time and the first acquisition position, the 2 collection locations can be determined. Since the additional amount of the second trajectory can be controlled based on the upper limit of the imaging time, the first trajectory and the second trajectory can be arranged in the k-space as evenly as possible within the total imaging time desired by the operator. . As a result, the MRI apparatus 100 can generate an MR image with improved image quality within the total imaging time limited by the operator.
(第8の変形例)
第8の変形例に係る処理回路131は、被検体Pの体動の要因が複数ある場合について、追加収集実行処理を適用することにある。以下、説明を具体的にするために、体動の要因は、心臓による拍動と呼吸とであるものとする。
(Eighth modification)
The processing circuit 131 according to the eighth modification is to apply the additional acquisition execution processing when there are multiple factors of body motion of the subject P. FIG. In the following, to make the explanation concrete, the body motion factors are assumed to be heartbeat and respiration.
図16は、呼吸波形RWFと心電波形EWFとの一例を示す図である。記憶装置129は、体動状態に応じた複数のクラスに第1MR信号を弁別する閾値として、例えば、4つの状態(呼気相EAであって収縮期である状態、呼気相EAであって拡張期である状態、吸気相IAであって収縮期である状態、吸気相IAであって拡張期である状態)を、体動状態に応じて弁別するための3つの閾値を記憶する。 FIG. 16 is a diagram showing an example of a respiratory waveform RWF and an electrocardiographic waveform EWF. The storage device 129 stores, for example, four states (expiratory phase EA and systolic state, expiratory phase EA and diastolic , inspiratory phase IA and systole state, and inspiratory phase IA and diastole state) are stored according to the body motion state.
追加収集実行処理は、実施形態及び第1の変形例等における記載と同様なため、説明は省略する。なお、処理回路131は、心電波形EWFまたは呼吸波形RWFを用いた同期(gating)法により、体動状態に応じた第1MR信号の分類を実行してもよい。処理回路131は、撮像対象に関連しない体動状態に関する第1MR信号については、同期法により破棄してもよい。 The additional collection execution process is the same as described in the embodiment, the first modified example, and the like, so the description is omitted. Note that the processing circuit 131 may classify the first MR signal according to the state of body movement by a gating method using the electrocardiographic waveform EWF or the respiratory waveform RWF. The processing circuitry 131 may discard the first MR signals related to body motion states that are not related to the imaging subject by a synchronous method.
(応用例)
応用例に係る処理回路131は、比吸収率(SAR:Specific Absorption Rate)に基づいて、第1MR信号のデータ量と第2MR信号のデータ量との和(以下、収集データ量と呼ぶ)の上限を計算し、追加収集の実行時に収集データ量が上限に到達したことを契機として、追加収集を停止してMR画像を再構成する。
(Application example)
The processing circuit 131 according to the application example sets the upper limit of the sum of the data amount of the first MR signal and the data amount of the second MR signal (hereinafter referred to as the acquired data amount) based on the Specific Absorption Rate (SAR). is calculated, and when the amount of acquired data reaches the upper limit during execution of additional acquisition, additional acquisition is stopped and an MR image is reconstructed.
図17は、応用例に係る処理回路131の構成の一例を示す図である。図17に示すように、処理回路131は、上述したシステム制御機能1311、設定機能1313、取得機能1315、判定機能1317、追加機能1319及び再構成機能1321に加えて、計算機能1323をさらに有する。計算機能1323は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶装置129に記憶されている。処理回路131は、計算機能1323に対応するプログラムを記憶装置129から読み出し、実行することで、このプログラムに対応する計算機能1323を実現する。処理回路131が有する計算機能1323は、計算部の一例である。 FIG. 17 is a diagram showing an example of the configuration of the processing circuit 131 according to the application. As shown in FIG. 17, the processing circuit 131 further has a calculation function 1323 in addition to the system control function 1311, setting function 1313, acquisition function 1315, determination function 1317, addition function 1319 and reconstruction function 1321 described above. Calculation function 1323 is stored in storage device 129 in the form of a computer-executable program. The processing circuit 131 reads a program corresponding to the calculation function 1323 from the storage device 129 and executes it, thereby realizing the calculation function 1323 corresponding to this program. The calculation function 1323 of the processing circuit 131 is an example of a calculation unit.
処理回路131は、計算機能1323により、第1MR信号の収集前に決定された被検体Pに関するSAR(以下、上限SARと呼ぶ)と撮像条件とに基づいて、第1MR信号のデータ量(以下、第1データ量と呼ぶ)と第2MR信号のデータ量(以下、第2データ量と呼ぶ)との和(以下、和データ量と呼ぶ)の上限(以下、上限データ量と呼ぶ)を計算する。例えば、処理回路131は、第1MR信号に関する逐次収集と第2MR信号に関する追加収集とによるSARが上限SAR以下となるように、収集可能な第2データ量(以下、収集可能データ量と呼ぶ)を決定する。収集可能データ量がゼロである場合、処理回路131は、追加収集が不可能であることをディスプレイ127に表示してもよい。処理回路131は、撮像条件に基づいて第1データ量を計算する。処理回路131は、第1データ量と収集可能データ量との和を、上限データ量として計算する。処理回路131は、計算機能1323により、追加収集実行処理における第2MR信号の収集時において、和データ量を計算する。 The processing circuit 131 calculates the data amount of the first MR signal (hereinafter referred to as The upper limit (hereinafter referred to as the upper limit data amount) of the sum (hereinafter referred to as the sum data amount) of the sum (hereinafter referred to as the sum data amount) of the data amount of the second MR signal (hereinafter referred to as the second data amount) is calculated. . For example, the processing circuit 131 sets the collectible second data amount (hereinafter referred to as collectable data amount) so that the SAR due to the sequential collection of the first MR signal and the additional collection of the second MR signal is equal to or less than the upper limit SAR. decide. If the amount of data that can be collected is zero, processing circuitry 131 may indicate on display 127 that no additional collections are possible. Processing circuitry 131 calculates the first data amount based on the imaging conditions. The processing circuit 131 calculates the sum of the first data amount and the collectible data amount as the upper limit data amount. The processing circuit 131 uses the calculation function 1323 to calculate the sum data amount when the second MR signal is acquired in the additional acquisition execution process.
処理回路131は、判定機能1317により、追加収集の実行時において和データ量が上限データ量に到達したか否かをさらに判定する。和データ量が上限データ量に到達したことを契機として、処理回路131は、追加収集を停止する指示(以下、収集停止指示と呼ぶ)を撮像制御回路121に出力する。 The processing circuit 131 further determines, by the determination function 1317, whether or not the sum data amount has reached the upper limit data amount when executing the additional collection. Triggered by the sum data amount reaching the upper limit data amount, the processing circuit 131 outputs an instruction to stop the additional collection (hereinafter referred to as a collection stop instruction) to the imaging control circuit 121 .
撮像制御回路121は、和データ量が上限データ量に到達したことを契機として、すなわち処理回路131からの収集停止指示の入力に応答して、追加収集を停止する。このとき、ディスプレイ127は、追加収集が停止されたことを表示してもよい。 The imaging control circuit 121 stops the additional collection when the sum data amount reaches the upper limit data amount, that is, in response to the input of the collection stop instruction from the processing circuit 131 . At this time, display 127 may indicate that additional collection has been stopped.
和データ量が上限データ量に到達したことを契機として、処理回路131は、再構成機能1321により、第1MR信号と第2MR信号とを用いて、MR画像を再構成する。 Triggered by the sum data amount reaching the upper limit data amount, the processing circuit 131 causes the reconstruction function 1321 to reconstruct an MR image using the first MR signal and the second MR signal.
応用例に係るMRI装置100によれば、第1MR信号の収集前に決定された被検体Pに関する比吸収率と撮像条件とに基づいて、第1MR信号のデータ量と第2MR信号のデータ量との和の上限を計算し、追加収集の実行時において和が上限に到達したか否かをさらに判定し、和が上限に到達したことを契機として追加収集を停止し、和が上限に到達したことを契機として、MR画像を再構成することができる。 According to the MRI apparatus 100 according to the application example, the data amount of the first MR signal and the data amount of the second MR signal are determined based on the specific absorption rate and the imaging conditions regarding the subject P determined before acquisition of the first MR signal. Calculate the upper limit of the sum of , further determine whether the sum has reached the upper limit when executing additional collection, stop additional collection when the sum reaches the upper limit, and stop the additional collection when the sum reaches the upper limit Using this as a trigger, an MR image can be reconstructed.
これにより、MRI装置100によれば、被検体Pに対する撮像前に決定された上限SARを超えることなく追加収集を行うことができるため、被検体Pに対する安全性及びMR画像の画質をともに確保することができる。 As a result, according to the MRI apparatus 100, additional acquisition can be performed without exceeding the upper limit SAR determined before imaging the subject P, so both the safety of the subject P and the image quality of the MR image are ensured. be able to.
(その他)
上述の幾つかの実施例によれば、MRI装置100は、撮像制御回路121と処理回路131とを有する。撮像制御回路121は、撮像プロトコルに設定された第1のパルスシーケンスに従いMR信号を収集する。処理回路131は、第1のパルスシーケンスによる収集時において、収集済みのMR信号に基づく画質の判定により、MR信号の追加収集の要否を判定する。処理回路131は、追加収集が必要であると判定された場合、追加収集のための第2のパルスシーケンスを撮像プロトコルに追加する。撮像制御回路121は、追加された第2のパルスシーケンスに従いMR信号を収集する。処理回路131は、第1のパルスシーケンス及び前記第2のパルスシーケンスによるMR信号に基づいてMR画像を再構成する。
(others)
According to some embodiments described above, the MRI apparatus 100 comprises imaging control circuitry 121 and processing circuitry 131 . The imaging control circuit 121 acquires MR signals according to the first pulse sequence set in the imaging protocol. The processing circuit 131 determines whether additional MR signals need to be acquired by determining the image quality based on the already acquired MR signals during acquisition by the first pulse sequence. Processing circuitry 131 adds a second pulse sequence to the imaging protocol for additional acquisitions if it is determined that additional acquisitions are required. The imaging control circuit 121 acquires MR signals according to the added second pulse sequence. A processing circuit 131 reconstructs an MR image based on the MR signals from the first pulse sequence and the second pulse sequence.
上記の幾つかの実施例において処理回路131は、第1のパルスシーケンスの実行中に、MR信号のデータ量の不足を見積もり、不足があると見積もられた場合、実施中の撮像プロトコルに第2のパルスシーケンスを追加する。第2のパルスシーケンスは、第1のパルスシーケンスに続けて又は一定期間をおいて実行される。この処理によれば、再構成に必要なデータ量のMR信号が収集されるまで、自動的にデータ収集が行われることを可能にする。 In some of the embodiments described above, the processing circuit 131 estimates a shortage of data in the MR signal during execution of the first pulse sequence, and if a shortage is estimated, the imaging protocol being executed takes the first step. Add 2 pulse sequences. The second pulse sequence is executed following the first pulse sequence or after a certain period of time. This process allows data acquisition to proceed automatically until the amount of MR signals required for reconstruction has been acquired.
上記の幾つかの実施例において処理回路131は、MR信号のデータ量と基準値との比較により、追加撮像の有無を判定する。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。処理回路131は、学習済みモデルを利用して追加撮像の有無を判定してもよい。 In some of the embodiments described above, the processing circuit 131 determines whether or not additional imaging is performed by comparing the data amount of the MR signal with a reference value. However, this embodiment is not limited to this. The processing circuitry 131 may use the trained model to determine the presence or absence of additional imaging.
図18は、その他の実施例に係る学習済みモデルの入出力の一例を模式的に示す図である。図18に示すように、学習済みモデルは、MR画像を入力して画質許容度を出力するように学習されている。学習済みモデルは、例えば、2層以上のニューラルネットワークである。ニューラルネットワークの構造は、例えば、一以上のCNNと一以上の全結合層と分類器とを含む。なお、本実施形態に係るニューラルネットワークの構造は、特に限定されず、MR画像を入力して画質許容度を出力することが可能であれば、如何なる構造でもよい。 FIG. 18 is a diagram schematically showing an example of inputs and outputs of trained models according to another embodiment. As shown in FIG. 18, the trained model is trained to input MR images and output image quality tolerances. A trained model is, for example, a neural network with two or more layers. A neural network structure includes, for example, one or more CNNs, one or more fully connected layers, and a classifier. The structure of the neural network according to this embodiment is not particularly limited, and any structure may be used as long as it is possible to input an MR image and output an image quality tolerance.
画質許容度は、入力のMR画像の画質が許容される又は許容されない度合いを示す数値又は符号である。画質許容度は、例えば、図18に示すように、入力のMR画像の画質が許容されることを示す符号(以下、許容符号と呼ぶ)と許容されないことを示す符号(以下、非許容符号と呼ぶ)との2値を含む。 The image quality tolerance is a numerical value or code indicating the degree to which the image quality of the input MR image is acceptable or unacceptable. For example, as shown in FIG. 18, the image quality tolerance is a code indicating that the image quality of the input MR image is acceptable (hereinafter referred to as an acceptable code) and a code indicating that the image quality is not acceptable (hereinafter referred to as an unacceptable code). (referred to as ).
ニューラルネットワークは、多数の学習サンプルに基づき、例えば、教師有り学習によって学習されればよい。ニューラルネットワークの学習、すなわち、学習済みモデルの生成は、モデル学習装置等のコンピュータにより実施さればよい。モデル学習装置は、MRI装置100に組み込まれてもよいし、別体のコンピュータでもよい。 A neural network may be trained, for example, by supervised learning, based on a large number of training samples. Learning of a neural network, that is, generation of a trained model may be performed by a computer such as a model learning device. The model learning device may be incorporated in the MRI apparatus 100, or may be a separate computer.
例えば、教師有り学習の場合、入力としてのMR画像と教師としての画質許容度とを含む。画質許容度は、予め注釈者が、入力としてのMR画像を観察して、許容されるか否かを判断して画質許容度を決定する。なお、画質許容度は、人手に限定されず、画像処理等により判断されてもよい。許容されるか否かの基準は、診断に耐えうるか否かに応じて決定される。例えば、データ欠落等に起因するノイズ又はアーチファクトが画像に重畳しており、当該画像が診断に適さないと判断されれば、「許容されない」と判断される。なお、許容されるか否かの基準は明確である必要は必ずしもない。モデル学習装置は、入力としてのMR画像にニューラルネットワークを適用して順伝播処理を行い、画質許容度(以下、推定画質許容度と呼ぶ)を出力する。次にモデル学習装置は、推定画質許容度と、教師としての画質許容度との差分(誤差)を当該ニューラルネットワークに適用して逆伝播処理を行い、勾配ベクトルを計算する。次にモデル学習装置は、勾配ベクトルに基づいて当該ニューラルネットワークの重み付き行列やバイアス等のパラメータを更新する。順伝播処理、逆伝播処理及びパラメータ更新処理を、学習サンプルを変更しながら繰り返すことにより、学習済みモデルが生成される。 For example, supervised learning includes MR images as inputs and image quality tolerances as teachers. The image quality tolerance is determined in advance by an annotator by observing the input MR image and determining whether or not it is acceptable. Note that the image quality tolerance is not limited to manual determination, and may be determined by image processing or the like. Criteria for acceptability are determined according to whether or not the diagnosis is tolerable. For example, if noise or artifacts caused by missing data or the like are superimposed on an image and the image is determined to be unsuitable for diagnosis, it is determined to be "unacceptable." It should be noted that it is not always necessary to clarify the criteria for acceptance or non-acceptance. The model learning device applies a neural network to an MR image as an input, performs forward propagation processing, and outputs an image quality tolerance (hereinafter referred to as an estimated image quality tolerance). Next, the model learning device applies the difference (error) between the estimated image quality tolerance and the image quality tolerance as a teacher to the neural network, performs backpropagation processing, and calculates a gradient vector. Next, the model learning device updates parameters such as the weighting matrix and bias of the neural network based on the gradient vector. A learned model is generated by repeating the forward propagation process, the back propagation process, and the parameter update process while changing the learning sample.
次に、学習済みモデルの運用時における動作を簡単に説明する。処理回路131は、収集済みの第1のMR信号に画像再構成を施してMR画像を再構成する。収集済みの第1のMR信号としては、例えば、第1のパルスシーケンスの実行開始から所定時間経過するまでに収集されたMR信号が利用される。この段階での再構成法は、再構成画像に診断に耐えうる画質が要求されないため、簡易で迅速な方法が用いられればよい。ラジアルスキャンの場合、例えば、Jackson法又はグリッディング法が用いられればよい。 Next, a brief description will be given of the operation of the trained model during operation. Processing circuitry 131 performs image reconstruction on the acquired first MR signals to reconstruct an MR image. As the acquired first MR signal, for example, an MR signal acquired after a predetermined time has elapsed from the start of execution of the first pulse sequence is used. The reconstruction method at this stage does not require the reconstructed image to have an image quality that can withstand diagnosis, so a simple and rapid method may be used. For radial scanning, for example, the Jackson method or the gridding method may be used.
MR画像が生成されると処理回路131は、生成されたMR画像に学習済みモデルを適用して画質許容度を出力する。画質許容度として非許容符号が出力された場合、処理回路131は、追加収集が必要であると判定する。この場合、撮像プロトコルに第2のパルスシーケンスが追加される。画質許容度として許容符号が出力された場合、処理回路131は、追加収集が必要でないと判定する。 When the MR image is generated, processing circuitry 131 applies the learned model to the generated MR image and outputs image quality tolerance. If a non-tolerant code is output as an image quality tolerance, processing circuitry 131 determines that additional acquisition is required. In this case, a second pulse sequence is added to the imaging protocol. If the tolerance code is output as the image quality tolerance, processing circuitry 131 determines that no additional acquisition is required.
追加される第2のパルスシーケンスは、典型的には、第1のパルスシーケンスに比して収集位置が同一又は異なるトラジェクトリである。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。第2のパルスシーケンスは、第1のパルスシーケンスに比して、フリップアングル、各種RFパルスの送信周波数、エコーオーダが変更されてもよい。 The added second pulse sequence is typically a trajectory with the same or different acquisition position as compared to the first pulse sequence. However, this embodiment is not limited to this. The second pulse sequence may be changed in flip angle, transmission frequency of various RF pulses, and echo order compared to the first pulse sequence.
例えば、第1のパルスシーケンス及び第2のパルスシーケンスがFSE(Fast Spin Echo)法である場合、第2のパルスシーケンスとして、第1のパルスシーケンスと同一の収集位置且つエコーオーダが異なるトラジェクトリが追加される。エコーオーダとしては、シーケンシャルオーダやセントリックオーダ、任意のオーダ等の如何なるオーダでもよい。これにより、エコーオーダ依存による画質劣化要因を低減することができる。 For example, when the first pulse sequence and the second pulse sequence are the FSE (Fast Spin Echo) method, a trajectory having the same acquisition position as the first pulse sequence and a different echo order is added as the second pulse sequence. be done. Any order such as a sequential order, a centric order, or an arbitrary order may be used as the echo order. As a result, it is possible to reduce factors of image quality deterioration due to echo order dependence.
例えば、第1のパルスシーケンス及び第2のパルスシーケンスがマルチセグメントEPI(Echo Planar Imaging)法である場合、第2のパルスシーケンスとして、k空間におけるセグメント位置が異なるトラジェクトリがセグメント単位で追加される。例えば、第1のパルスシーケンスが偶数の位相エンコードのトラジェクトリに従いデータ収集が行われた場合、第2のパルスシーケンスとして、奇数の位相エンコードのトラジェクトリが追加されるとよい。また、第1のパルスシーケンスが偶数及び奇数の位相エンコードの順番に従いデータ収集が行われた場合、第2のパルスシーケンスとして、中心部の位相エンコードのトラジェクトリが追加されるとよい。これにより、セグメント位置依存による画質劣化要因を低減することができる。 For example, when the first pulse sequence and the second pulse sequence are of the multi-segment EPI (Echo Planar Imaging) method, trajectories with different segment positions in k-space are added in units of segments as the second pulse sequence. For example, if the first pulse sequence was acquired according to an even phase-encoding trajectory, then the odd phase-encoding trajectory may be added as a second pulse sequence. Also, if data acquisition is performed according to the even and odd phase-encoding order of the first pulse sequence, the central phase-encoding trajectory may be added as the second pulse sequence. As a result, it is possible to reduce image quality degradation factors due to segment position dependency.
例えば、第1のパルスシーケンス及び第2のパルスシーケンスが脂肪抑制パルスを含む場合、第2のパルスシーケンスとして、第1のパルスシーケンスとは送信周波数やフリップアングルが異なる脂肪抑制パルスが追加されてもよい。なお、脂肪抑制パルスに限らず、水抑制パルス等の任意成分の抑制パルスにも適用可能である。これにより第2のパルスシーケンスを、第1のパルスシーケンスに比して、より抑制効果を高めることができる。 For example, when the first pulse sequence and the second pulse sequence include fat saturation pulses, fat saturation pulses having a different transmission frequency and flip angle from the first pulse sequence may be added as the second pulse sequence. good. It should be noted that the present invention is applicable not only to fat saturation pulses, but also to arbitrary component suppression pulses such as water suppression pulses. As a result, the second pulse sequence can enhance the suppressing effect more than the first pulse sequence.
上記の送信周波数やフリップアングルの変更は、抑制パルスに限定されず、90度パルスや180度パルス等の任意のRFパルスにも適用可能である。 The changes in the transmission frequency and flip angle described above are not limited to suppression pulses, and can be applied to arbitrary RF pulses such as 90-degree pulses and 180-degree pulses.
なお、学習済みモデルの出力である画質許容度は、上記のような2クラス分類に限定されず、他クラス分類でもよい。他クラス分類の場合、画質の許容度合いを示す連続値又は離散値が出力される。 Note that the image quality tolerance, which is the output of the trained model, is not limited to the two-class classification as described above, and may be other-class classification. For multi-class classification, a continuous or discrete value is output that indicates the acceptable degree of image quality.
学習済みモデルは、画質許容度ではなく、追加撮像の要否を出力するように学習されてもよい。画質を許容しない事は追加撮像を要する事に対応し、画質を許容する事は追加撮像を要しない事に対応する。2クラス分類の場合、非許容符号の代わりに追加撮像を要する旨の符号が出力され、許容符号の代わりに追加撮像を要しない旨の符号が出力されるように学習されればよい。他クラス分類の場合、学習済みモデルの出力層に、画質許容度を入力して追加撮像の要否を出力する最終出力層が設けられればよい。 The trained model may be trained to output the necessity of additional imaging instead of the image quality tolerance. Not allowing image quality corresponds to requiring additional imaging, and allowing image quality corresponds to not requiring additional imaging. In the case of two-class classification, learning may be performed so that a code indicating that additional imaging is required is output instead of the non-permissible code, and a code indicating that additional imaging is not required is output instead of the permissible code. In the case of other class classification, a final output layer for inputting image quality tolerance and outputting necessity of additional imaging may be provided in the output layer of the trained model.
学習済みモデルを利用せずに追加収集の要否がされてもよいことは、上記の種々の実施例の通りである。これら実施例において処理回路131は、収集済みの第1のMR信号に基づいて、画質を評価する信頼度情報を計算し、信頼度情報に基づいて追加収集の要否を判定する。信頼度情報は、収集済みのMR信号のデータ量の他、被検体モデルに対する相違度、被検体の体動に伴うアーチファクトの検出量、造影剤の遅延に伴う画素値の相違度である。 As in the various embodiments described above, the need for additional collection may be determined without using the trained model. In these embodiments, the processing circuit 131 calculates reliability information for evaluating image quality based on the acquired first MR signal and determines whether additional acquisition is necessary based on the reliability information. Reliability information includes the amount of acquired MR signal data, the degree of difference with respect to the subject model, the amount of detected artifacts associated with body motion of the subject, and the degree of difference in pixel values associated with contrast agent delay.
信頼度情報が収集済みのMR信号のデータ量である実施例は、上記の実施形態や第1の変形例等において記述されている。この場合、例えば、図3のステップSa7に示すように、データ量と基準値との比較により追加収集の要否が判定される。 An example in which the reliability information is the amount of collected MR signal data is described in the above embodiment, the first modification, and the like. In this case, for example, as shown in step Sa7 of FIG. 3, the necessity of additional collection is determined by comparing the amount of data with a reference value.
次に信頼度情報が被検体モデルに対する相違度である場合について説明する。被検体モデルは、種々の被検体のMR画像を解析することにより獲得される、被検体の解剖学的構造の事前知識である。MR画像に描出される被検体の解剖学的構造は、被検体モデルに対して複雑な形状を有している。 Next, a case where the reliability information is the degree of dissimilarity with respect to the object model will be described. A subject model is prior knowledge of the subject's anatomy that is obtained by analyzing MR images of various subjects. The anatomical structure of the subject depicted in the MR image has a complex shape with respect to the subject model.
処理回路131は、収集済みのMR信号に基づくMR画像と被検体モデルとに基づいて、MR画像の被検体モデルに対する相違度を算出する。相違度は、MR画像の全体について算出される。次に処理回路131は、相違度と予め設定された基準値とを比較する。相違度が基準値よりも大きい場合、処理回路131は、MR画像に、データ欠落に伴うノイズ又はアーチファクトが存在すると判定する。全てのトラジェクトリについてデータ収集が行われても、なおデータ量が不足する場合についても、ノイズ又はアーチファクトが存在すると精度良く判定できる。この場合、処理回路131は、追加収集を要すると判定する。相違度が基準値よりも小さい場合、処理回路131は、MR画像に、データ欠落に伴うノイズ又はアーチファクトが存在しないと判定する。この場合、処理回路131は、追加収集を要しないと判定する。 The processing circuitry 131 calculates the degree of difference between the MR image and the subject model based on the MR image based on the acquired MR signals and the subject model. The dissimilarity is calculated for the entire MR image. Next, the processing circuit 131 compares the degree of difference with a preset reference value. If the degree of dissimilarity is greater than the reference value, processing circuitry 131 determines that the MR image contains noise or artifacts due to missing data. Even if the amount of data is insufficient even after all trajectories have been collected, the presence of noise or artifacts can be determined with high accuracy. In this case, processing circuitry 131 determines that additional acquisitions are required. If the dissimilarity is less than the reference value, processing circuitry 131 determines that the MR image does not contain noise or artifacts associated with missing data. In this case, processing circuitry 131 determines that no additional acquisition is required.
被検体モデルは、具体的には、全変動(TV:Total Variation)モデル、ウェーブレットモデル及びニューラルネットワーク等に基づいて決定される。全変動モデルの場合について説明する。例えば、データ欠落に伴うノイズ又はアーチファクトが存在しない多数のMR画像各々について全変動が算出される。これら多数の全変動の統計値が被検体モデルとして利用される。他の例としては、データ欠落に伴うノイズ又はアーチファクトが存在する多数のMR画像各々について全変動が算出され、これら多数の全変動の統計値が被検体モデルとして利用されてもよい。処理回路131は、収集済みの第1のMR信号に基づく入力MR画像の全変動を算出し、算出された全変動と統計値との差分を、相違度として算出する。相違度は、入力MR画像と被検体モデルとの画像構造の相違を表す。上記の通り、処理回路131は、差分(相違度)と予め定められた基準値との比較に基づいて追加撮像の要否を判定する。 Specifically, the subject model is determined based on a total variation (TV) model, wavelet model, neural network, or the like. The case of the total variation model will be explained. For example, total variation is calculated for each of a number of MR images free of noise or artifacts associated with missing data. These multiple total variation statistics are used as subject models. As another example, total variation may be calculated for each of a number of MR images in which noise or artifacts associated with missing data are present, and statistics of these multiple total variations may be used as subject models. The processing circuit 131 calculates the total variation of the input MR image based on the acquired first MR signal, and calculates the difference between the calculated total variation and the statistical value as the dissimilarity. The degree of difference represents the difference in image structure between the input MR image and the object model. As described above, the processing circuit 131 determines the necessity of additional imaging based on the comparison between the difference (dissimilarity) and a predetermined reference value.
なお、全変動は、MR画像全体について算出されてもよいし、局所領域又は画素毎に算出されてもよい。ウェーブレットモデルも同様の手法により利用可能である。 Note that the total variation may be calculated for the entire MR image, or may be calculated for each local region or pixel. Wavelet models can also be used in a similar manner.
次にニューラルネットワークの場合について説明する。このニューラルネットワークは、MR画像を入力として、データ欠落に伴うノイズ又はアーチファクトの有無を出力するように学習されている画像認識用のニューラルネットワークである。このようなニューラルネットワークは、例えば、L1誤差又はL2誤差を利用して、複数の学習サンプルに基づいて学習される。このニューラルネットワークは、例えば、教師有り学習により学習可能である。例えば、教師有り学習の場合、入力としてMR画像、教師としてデータ欠落に伴うノイズ又はアーチファクトの有無が用いられる。 Next, the case of a neural network will be explained. This neural network is a neural network for image recognition that is trained to receive an MR image as an input and output the presence or absence of noise or artifacts due to missing data. Such neural networks are trained based on a plurality of training samples using, for example, the L1 error or the L2 error. This neural network can be learned, for example, by supervised learning. For example, in the case of supervised learning, an MR image is used as an input, and the presence or absence of noise or artifacts due to missing data is used as a teacher.
次に、信頼度情報が被検体の体動に伴うアーチファクトの検出量である場合について説明する。この実施例は、第5の変形例に対応する。信頼度情報をアーチファクトの検出量に設定することにより、被検体の意識的な体の動きや無意識的又は生理的な体の動きに起因するデータ破損に伴うデータ量不足を追加撮像により補うことができる。 Next, a case where the reliability information is the amount of artifacts detected due to the subject's body motion will be described. This embodiment corresponds to the fifth modification. By setting the reliability information to the artifact detection amount, it is possible to compensate for the lack of data amount due to data corruption caused by the subject's conscious body movement or unconscious or physiological body movement by additional imaging. can.
次に、信頼度情報が造影剤の遅延に伴う画素値の相違度である場合について説明する。造影剤が遅延することにより、造影撮像期間の全体又は一部においてROIに造影剤が到達していない状態が続くことになる。従って、造影剤が遅延することにより、造影組織が描出されるような、目的のMR画像が得られないこととなる。造影剤の遅延は、造影剤が到達したときの画素の画素値と到達していないときの同一画素の画素値との相違により評価することができる。例えば、造影剤が到達したときの画素の画素値を複数のMR画像から収集し、当該画素値の平均値や中央値等の統計値(以下、造影基準値と呼ぶ)が予め記録される。造影基準値は、心臓や肝臓等の組織の種別、T1強調やT2強調等のコントラスト強調方式の種別ごとに記録されるとよい。 Next, a case where the reliability information is the degree of difference between pixel values due to the delay of the contrast agent will be described. Due to the contrast agent delay, the state in which the contrast agent does not reach the ROI continues during all or part of the contrast imaging period. Therefore, the delay of the contrast medium makes it impossible to obtain a desired MR image that renders the contrast tissue. The contrast agent delay can be evaluated by the difference between the pixel value of a pixel when the contrast agent has arrived and the pixel value of the same pixel when it has not. For example, the pixel values of the pixels when the contrast medium reaches them are collected from a plurality of MR images, and statistical values such as average and median values of the pixel values (hereinafter referred to as contrast reference values) are recorded in advance. The contrast enhancement reference value is preferably recorded for each type of tissue such as heart and liver, and for each type of contrast enhancement method such as T1-weighting and T2-weighting.
処理回路131は、収集済みのMR信号に基づいてMR画像を生成し、生成されたMR画像のうちの造影対象組織の画素の画素値と、当該造影対象組織に対応する造影基準値との差分を算出する。差分は、信頼度情報、すなわち、造影剤の遅延に伴う画素値の相違度に対応する。造影対象組織は、MR画像に任意の画像認識処理を施すことにより特定されてもよいし、ユーザによりインタフェース125を介して指定されてもよい。 The processing circuit 131 generates an MR image based on the acquired MR signals, and the difference between the pixel values of the pixels of the tissue to be contrast-enhanced in the generated MR image and the contrast enhancement reference value corresponding to the tissue to be contrast-enhanced. Calculate The difference corresponds to reliability information, that is, the degree of difference in pixel values associated with contrast agent delay. The tissue to be contrast-enhanced may be specified by subjecting the MR image to arbitrary image recognition processing, or may be designated by the user via the interface 125 .
次に処理回路131は、相違度と予め設定された基準値とを比較する。相違度が基準値よりも大きい場合、処理回路131は、造影剤が到達していないと判定する。この場合、処理回路131は、追加収集を要すると判定する。追加収集は、再度被検体に造影剤が注入された後に行われる。相違度が基準値よりも小さい場合、処理回路131は、造影剤が到達していると判定する。この場合、処理回路131は、追加収集を要しないと判定する。 Next, the processing circuit 131 compares the degree of difference with a preset reference value. If the dissimilarity is greater than the reference value, processing circuitry 131 determines that the contrast agent has not arrived. In this case, processing circuitry 131 determines that additional acquisitions are required. Additional acquisitions are made after the subject is injected with contrast again. If the difference is less than the reference value, processing circuitry 131 determines that the contrast agent has arrived. In this case, processing circuitry 131 determines that no additional acquisition is required.
以上説明した少なくとも一の実施例によれば、撮像対象に応じてMR画像の再構成に必要なMR信号のデータ量を適応的に見積もることで、追加収集を実行することができる。追加収集によりMR画像の画質を担保することができる。 According to at least one of the embodiments described above, additional acquisition can be performed by adaptively estimating the amount of MR signal data necessary for reconstructing an MR image according to the object to be imaged. The additional acquisition can ensure the quality of the MR image.
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。 While several embodiments of the invention have been described, these embodiments have been presented by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and modifications can be made without departing from the scope of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and spirit of the invention, as well as the scope of the invention described in the claims and equivalents thereof.
100…MRI装置
101…静磁場磁石
103…傾斜磁場コイル
105…傾斜磁場電源
107…寝台
109…寝台制御回路
111…ボア
113…送信回路
115…送信コイル
117…受信コイル
119…受信回路
121…撮像制御回路
125…インタフェース
127…ディスプレイ
129…記憶装置
131…処理回路
1071…天板
1311…システム制御機能
1313…設定機能
1315…取得機能
1317…判定機能
1319…追加機能
1321…再構成機能
1323…計算機能
Reference Signs List 100 MRI apparatus 101 static magnetic field magnet 103 gradient magnetic field coil 105 gradient magnetic field power supply 107 bed 109 bed control circuit 111 bore 113 transmission circuit 115 transmission coil 117 reception coil 119 reception circuit 121 imaging control Circuit 125 Interface 127 Display 129 Storage device 131 Processing circuit 1071 Top plate 1311 System control function 1313 Setting function 1315 Acquisition function 1317 Determination function 1319 Addition function 1321 Reconfiguration function 1323 Calculation function
Claims (21)
前記第1のパルスシーケンスによる収集中において、収集済みのMR信号に基づく画質の判定により、MR信号の追加収集の要否を判定する判定部と、
前記追加収集が必要であると判定された場合、前記追加収集のための第2のパルスシーケンスを前記撮像プロトコルに追加する追加部と、
前記追加された第2のパルスシーケンスに従いMR信号を収集する第2収集部と、
前記第1のパルスシーケンス及び前記第2のパルスシーケンスによるMR信号に基づいてMR画像を再構成する再構成部と、
を具備する磁気共鳴イメージング装置であって、
前記第1のパルスシーケンスによるMR信号の収集中における被検体の体動状態を取得する取得部を更に備え、
前記判定部は、前記体動状態と前記収集済みのMR信号のデータ量とに基づいて、前記追加収集の要否を判定する、
磁気共鳴イメージング装置。 a first acquisition unit that acquires MR signals according to a first pulse sequence set in an imaging protocol;
a determination unit that determines whether or not additional acquisition of MR signals is necessary by determining image quality based on already acquired MR signals during acquisition by the first pulse sequence;
an adding unit that adds a second pulse sequence for the additional acquisition to the imaging protocol if it is determined that the additional acquisition is required;
a second acquisition unit that acquires MR signals according to the added second pulse sequence;
a reconstruction unit that reconstructs an MR image based on the MR signals generated by the first pulse sequence and the second pulse sequence;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising
further comprising an acquisition unit that acquires a body motion state of the subject during acquisition of MR signals by the first pulse sequence;
The determination unit determines whether or not the additional acquisition is necessary based on the body motion state and the amount of data of the acquired MR signals.
Magnetic resonance imaging equipment.
前記追加部は、前記最大のクラスに属する前記第1のパルスシーケンスによるMR信号とは異なるトラジェクトリを、前記第2のパルスシーケンスとして追加し、
前記再構成部は、前記最大のクラスに属する前記第1のパルスシーケンス及び前記第2のパルスシーケンスによるMR信号に基づいて前記MR画像を再構成する、
請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。 The determination unit discriminates the MR signals by the first pulse sequence into a plurality of classes according to the body motion state, and specifies the data amount of the MR signals by the first pulse sequence for each of the plurality of classes. , identifying the class with the largest amount of data among the plurality of classes, and determining that the additional collection is necessary when the amount of data in the largest class is less than a reference value;
The adding unit adds, as the second pulse sequence, a trajectory different from the MR signal by the first pulse sequence belonging to the largest class,
The reconstruction unit reconstructs the MR image based on the MR signals from the first pulse sequence and the second pulse sequence belonging to the largest class.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 .
前記追加部は、前記少なくとも1つのクラスに属する前記第1のパルスシーケンスによるMR信号とは異なるトラジェクトリを、前記第2のパルスシーケンスとして追加し、
前記再構成部は、前記複数のクラスに分類された前記第1のパルスシーケンス及び前記第2のパルスシーケンスによるMR信号に基づいて、前記複数のクラス各々に対応する前記MR画像を再構成する、
請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。 The determination unit discriminates the MR signals by the first pulse sequence into a plurality of classes according to the body motion state, and specifies the data amount of the MR signals by the first pulse sequence for each of the plurality of classes. , if the amount of data in at least one class among the plurality of classes is less than a reference value, determining that the additional collection is necessary;
The adding unit adds, as the second pulse sequence, a trajectory different from the MR signal by the first pulse sequence belonging to the at least one class,
The reconstruction unit reconstructs the MR image corresponding to each of the plurality of classes, based on the MR signals from the first pulse sequence and the second pulse sequence classified into the plurality of classes.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 .
前記判定部は、前記体動状態ごとのMR画像におけるノイズ強度に基づいて、前記追加収集の要否を判定する、
請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。 The reconstruction unit reconstructs an MR image for each body motion state based on the MR signal from the first pulse sequence for each body motion state,
The determination unit determines whether or not the additional acquisition is necessary based on the noise intensity in the MR image for each body movement state.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 .
前記判定部は、前記体動状態ごとのMR画像におけるアーチファクトの検出量に基づいて、前記追加収集の要否を判定する、
請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。 The reconstruction unit reconstructs an MR image for each body motion state based on the MR signal from the first pulse sequence for each body motion state,
The determination unit determines whether or not the additional acquisition is necessary based on the amount of artifact detected in the MR image for each body motion state.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 .
前記取得部は、前記参照画像と前記部分画像との位置合わせに基づいて前記体動状態を取得する、
請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。 The reconstruction unit reconstructs a reference image based on MR signals acquired in a reference period shorter than the period of the first pulse sequence, and MR signals acquired in each of a plurality of partial periods shorter than the reference period. reconstructing partial images corresponding to each of the partial periods based on
The acquisition unit acquires the body movement state based on alignment between the reference image and the partial image.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 .
前記第2収集部は、前記和が前記上限に到達したことを契機として、前記第2のパルスシーケンスによる収集を停止し、
前記再構成部は、前記第1のパルスシーケンスによるMR信号と停止までに収集された前記第2のパルスシーケンスによるMR信号とに基づいて前記MR画像を再構成する、
請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。 a calculation unit that calculates an upper limit of a sum of data amounts of MR signals obtained by the first pulse sequence and the second pulse sequence based on the specific absorption rate determined before the start of acquisition by the first pulse sequence; further prepared,
The second collection unit stops collection by the second pulse sequence when the sum reaches the upper limit,
The reconstructing unit reconstructs the MR image based on the MR signals from the first pulse sequence and the MR signals from the second pulse sequence that have been acquired before stopping.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
前記追加部は、前記撮像総時間と前記第1のパルスシーケンスとに基づいて前記第2のパルスシーケンスを決定する、
請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。 further comprising an input unit for inputting the total imaging time,
The adding unit determines the second pulse sequence based on the total imaging time and the first pulse sequence.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
前記第2収集部は、前記停止の指示の入力を契機として前記第2のパルスシーケンスによる収集を停止し、
前記再構成部は、前記第1のパルスシーケンスによるMR信号と前記停止の指示の入力までに収集された前記第2のパルスシーケンスによるMR信号とに基づいて前記MR画像を再構成する、
請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。 further comprising an input unit for inputting an instruction to stop acquisition by the second pulse sequence;
The second acquisition unit stops acquisition by the second pulse sequence triggered by the input of the instruction to stop,
The reconstruction unit reconstructs the MR image based on the MR signals from the first pulse sequence and the MR signals from the second pulse sequence acquired until the stop instruction is input.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
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