KR101274612B1

KR101274612B1 - Fast magnetic resonance imaging method by iterative truncation of small transformed coefficients

Info

Publication number: KR101274612B1
Application number: KR1020110093261A
Authority: KR
Inventors: 안창범
Original assignee: 광운대학교 산학협력단
Priority date: 2011-07-06
Filing date: 2011-09-16
Publication date: 2013-06-13
Also published as: KR20130006247A

Abstract

대상체인 인체 내의 심장과 같이 움직임이 빠른 장기를 측정하기 위해 데이터를 줄여서 획득하는 자기 공명 신호로부터 영상을 복원하는 방법이 개시되어 있다. 방법은 a) 심장 박동에 동기된 동일 영역의 선택 단면의 자기 공명 신호로부터의 멀티프레임 공간 주파수 데이터를 이차원 푸리에 변환을 수행하여 멀티프레임 영상을 재구성하는 단계; b) 상기 멀티프레임 영상에서 움직임이 없는 영역의 그레이 레벨을 상기 멀티프레임 영상의 그레이 레벨의 평균 영상의 값으로 대체하는 단계; c) 단계 b)에 의한 상기 멀티프레임 영상을 이차원 푸리에 역변환하여 멀티프레임 공간 주파수 데이터로 변환한 후, 측정된 위상 부호화 값에 해당하는 공간주파수는 측정한 데이터로 대체하는 단계; d) 단계 c)에 의한 상기 멀티프레임 공간주파수 데이터를 이차원 푸리에 변환하여 멀티프레임 영상을 재구성하는 단계; e) 단계 d)에 의한 상기 재구성된 영상들을 상호 대비하여, 상기 재구성된 멀티프레임 영상들이 충분히 수렴되었는지를 판단하는 단계; 및 f) 단계 e)의 결과, 상기 심장의 멀티프레임 영상이 충분히 수렴된 것으로 판단되는 경우, 상기 심장의 멀티프레임 영상의 획득을 완료하는 단계를 포함한다.Disclosed is a method of restoring an image from a magnetic resonance signal obtained by reducing data in order to measure a fast moving organ such as a heart in a human body, which is a subject. The method comprises the steps of: a) reconstructing a multiframe image by performing two-dimensional Fourier transform of multiframe spatial frequency data from magnetic resonance signals of a selected section of the same area synchronized with the heartbeat; b) replacing a gray level of an area without motion in the multiframe image with a value of an average image of gray levels of the multiframe image; c) converting the multiframe image of step b) into two-dimensional Fourier inverse transform into multiframe spatial frequency data, and then replacing the spatial frequency corresponding to the measured phase coding value with the measured data; d) reconstructing a multiframe image by performing two-dimensional Fourier transform on the multiframe spatial frequency data of step c); e) comparing the reconstructed images of step d) with each other to determine whether the reconstructed multiframe images are sufficiently converged; And f) if it is determined that the multiframe image of the heart is sufficiently converged as a result of step e), completing the acquisition of the multiframe image of the heart.

Description

Fast magnetic resonance imaging method by iterative truncation of small transformed coefficients

본 발명은 고속 자기 공명 영상 기법에 관한 것으로, 더 상세하게는 대상체인 인체 내의 심장과 같이 움직임이 빠른 장기를 측정하기 위해 데이터를 줄여서 획득하는 자기 공명 신호로부터 영상을 복원하는 방법에 관한 것이다.The present invention relates to a high-speed magnetic resonance imaging technique, and more particularly, to a method for restoring an image from a magnetic resonance signal obtained by reducing data to measure a fast-moving organ such as a heart in a human body as an object.

자기 공명 영상 장치에서 움직이는 장기의 영상을 획득하기 위해서는 연속적으로 고속영상 측정이 가능해야 한다. 고속 영상을 위해서는 높은 자기장과 경사자계, 빠른 변화율을 갖는 증폭기 등 높은 사양의 하드웨어가 요구된다. 이러한 하드웨어는 고가일 뿐만 아니라, 고속의 높은 경사자계 변화는 큰 에디 전류를 유발할 수 있고, 인체에 유해할 수 있어 높은 공간 해상도 및 시간 해상도를 갖는 심장 영상을 얻는데 어려움이 많았다. In order to acquire images of moving organs in a magnetic resonance imaging apparatus, it is necessary to continuously measure high speed images. High-speed video requires high-end hardware, such as high magnetic fields, gradient fields, and amplifiers with fast rates of change. Not only is such hardware expensive, but high-speed, high gradient field changes can cause large eddy currents and can be harmful to the human body, making it difficult to obtain heart images having high spatial resolution and temporal resolution.

본 발명은 상기한 사정을 감안하여 창출된 것으로, 본 발명의 목적은 자기 공명 영상 데이터를 위상부호화 방향으로 줄여서 획득한 후, 이들 데이터로부터 영상을 빠르고 정확하게 복원하는 방법을 제공하는 것이다.The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide a method for quickly and accurately reconstructing an image from these data after obtaining magnetic resonance image data by reducing them in the phase encoding direction.

상기한 목적을 달성하기 위하여, 본 발명에 따른 자기 공명 신호로부터 영상을 복원하는 방법은 In order to achieve the above object, a method for restoring an image from a magnetic resonance signal according to the present invention

a) 심장 박동에 동기된 동일 영역의 선택 단면의 자기 공명 신호로부터의 멀티프레임 공간 주파수 데이터를 이차원 푸리에 변환을 수행하여 멀티프레임 영상을 재구성하는 단계;a) reconstructing the multiframe image by performing two-dimensional Fourier transform on the multiframe spatial frequency data from the magnetic resonance signal of the selected section of the same region synchronized with the heartbeat;

b) 상기 멀티프레임 영상에서 움직임이 없는 영역의 그레이 레벨을 상기 멀티프레임 영상의 그레이 레벨의 평균 영상의 값으로 대체하는 단계;b) replacing a gray level of an area without motion in the multiframe image with a value of an average image of gray levels of the multiframe image;

c) 단계 b)에 의한 상기 멀티프레임 영상을 이차원 푸리에 역변환하여 멀티프레임 공간 주파수 데이터로 변환한 후, 측정된 위상 부호화 값에 해당하는 공간주파수는 측정한 데이터로 대체하는 단계;c) converting the multiframe image of step b) into two-dimensional Fourier inverse transform into multiframe spatial frequency data, and then replacing the spatial frequency corresponding to the measured phase coding value with the measured data;

d) 단계 c)에 의한 상기 멀티프레임 공간주파수 데이터를 이차원 푸리에 변환하여 멀티프레임 영상을 재구성하는 단계;d) reconstructing a multiframe image by performing two-dimensional Fourier transform on the multiframe spatial frequency data of step c);

e) 단계 d)에 의한 상기 재구성된 영상들을 상호 대비하여, 상기 재구성된 멀티프레임 영상들이 충분히 수렴되었는지를 판단하는 단계; 및e) comparing the reconstructed images of step d) with each other to determine whether the reconstructed multiframe images are sufficiently converged; And

f) 단계 e)의 결과, 상기 심장의 멀티프레임 영상이 충분히 수렴된 것으로 판단되는 경우, 상기 심장의 멀티프레임 영상의 획득을 완료하는 단계를 포함한다.f) if it is determined that the multiframe image of the heart is sufficiently converged as a result of step e), completing the acquisition of the multiframe image of the heart.

바람직하게는, 상기 방법은 g) 단계 e)의 결과, 상기 멀티프레임 영상이 충분히 수렴되지 않은 것으로 판단되는 경우, 상기 재구성된 멀티프레임 영상들을 시간에 대하여 일차원 푸리에 역변환을 하여 시간 주파수 영상으로 변환하는 단계; h) 단계 g)에 의한 상기 시간 주파수 영상들에서 소정의 임계 값보다 작은 계수들을 0(zero)으로 설정하는 단계; 및 i) 단계 h)에 의해 상기 작은 계수들을 제거한 시간 주파수 영상들을 시간 주파수에 대하여 일차원 푸리에 변환하여 멀티프레임 영상으로 재구성하고, 단계 a)로 진행하는 단계를 더 포함한다.Preferably, the method g) converts the reconstructed multiframe images into time-frequency images by performing one-dimensional Fourier inverse transform on time when it is determined that the multiframe image is not sufficiently converged as a result of step e). step; h) setting coefficients smaller than a predetermined threshold value to zero in the time frequency images of step g); And i) reconstructing the time-frequency images from which the small coefficients have been removed by step h) by one-dimensional Fourier transform on the time frequency to reconstruct the multi-frame image, and proceeding to step a).

바람직하게는, 상기 단계 b)는 b-1) 상기 멀티프레임 영상의 프레임 간 평균 E⁽ⁱ⁾(x,y) 및 표준 편차 STD⁽ⁱ⁾(x,y)를 구하는 단계, Preferably, the step b) is b-1) obtaining the average E ⁽ⁱ⁾ (x, y) and the standard deviation STD ⁽ⁱ⁾ (x, y) between the frames of the multi-frame image,

,

,

여기서, 상기 (x,y)는 영상의 좌표, K는 전체 프레임 수를 나타내고, Rt⁽ⁱ⁾는 i 번 반복으로 얻은 t-프레임의 재구성 영상을 나타내며; b-2) 상기 구성한 표준 편차 영상에서 소정의 임계 값 이하의 영역을 움직임이 없는 영역으로 정의하는 단계; 및 b-3) 상기 움직임이 없는 영역의 멀티프레임 영상의 그레이 레벨을 평균 영상의 값으로 대체하는 단계를 포함한다.Where (x, y) represents the coordinates of the image, K represents the total number of frames, and Rt ⁽ⁱ⁾ represents a reconstructed image of the t-frame obtained by iteration i; b-2) defining an area below a predetermined threshold in the configured standard deviation image as an area without motion; And b-3) replacing the gray level of the multiframe image of the non-motion region with the value of the average image.

바람직하게는, 상기 단계 e)는 e-1) 상기 재구성된 영상들에서 i 번째 재구성된 영상과 i-1 번째 재구성된 영상 사이의 평균 제곱 오차 MSE를 연산하는 단계, Preferably, step e) comprises: e-1) calculating a mean squared error MSE between an i-th reconstructed image and an i-1th reconstructed image in the reconstructed images;

상기 N,M은 x 방향과 y 방향의 픽셀 개수를 나타내며; 및N and M represent the number of pixels in the x and y directions; And

e-2) 단계 e-1)에 의한 평균 제곱 오차가 소정의 값 이하 여부에 따라 상기 재구성된 멀티프레임 영상들이 충분히 수렴되었는지를 판단하는 단계를 포함한다.e-2) determining whether the reconstructed multiframe images are sufficiently converged according to whether the mean square error of step e-1) is less than or equal to a predetermined value.

바람직하게는, 상기 단계 h)는 h-1) 시간주파수의 특성을 고려하여 임계값을 균일하지 않게 설정하는 단계; 및 h-2) 낮은 시간주파수에 상대적으로 작은 임계값을 설정하고, 높은 시간주파수에 상대적으로 큰 임계값을 설정하는 단계를 포함한다.Preferably, step h) comprises the steps of: h-1) setting a non-uniform threshold value in consideration of the characteristics of the time frequency; And h-2) setting a smaller threshold value at a lower time frequency and a larger threshold value at a higher time frequency.

본 발명에 의하면, 자기 공명 영상 장치에서 부분적인 위상부호화 경사자계에 해당하는 데이터만을 획득하여 데이터 획득 시간을 줄이고, 반복적으로 작은 변환 계수들을 제거하여 모든 데이터를 획득하고 이를 재구성함으로써 고속으로 고선명의 자기 공명 영상을 얻을 수 있게 된다.According to the present invention, a magnetic resonance imaging apparatus acquires only data corresponding to a partial phase coded gradient magnetic field to reduce data acquisition time, and repeatedly removes small transform coefficients to acquire and reconstruct all the data, thereby achieving high-definition magnetism at high speed. The resonance image can be obtained.

도 1은 본 발명이 적용되는 자기 공명 영상 장치의 일 예를 도시한 블록도이다.
도 2는 본 발명을 설명하기 위해 예로 든 균형 정상 상태 자유세차 (balanced steady state free precession: b-SSFP) 펄스 시퀀스를 나타낸 도면이다.
도 3은 본 발명의 실시 예에 따른 자기 공명 신호로부터 영상을 복원하는 방법을 설명하는 흐름도이다.
도 4는 본 발명의 실시 예에 따른 영상 품질 개선 정도를 비교하기 위하여, 전체 데이터를 이용하여 재구성한 영상의 일예를 나타낸 도면이다.
도 5는 본 발명의 실시 예에 따른 프레임 간 평균 영상을 나타낸 도면이다.
도 6은 본 발명의 실시 예에 따른 프레임 간 표준편차 영상을 나타낸 도면이다.
도 7은 본 발명의 실시 예에 따른 표준편차 영상을 이용하여 움직임이 없는 영역을 나타낸 도면이다.
도 8은 본 발명의 실시 예에 따른 압축률 8에서 모든 데이터를 사용하여 푸리에 변환으로 재구성한 영상 (기준영상), 측정하지 않은 데이터를 모두 0 으로 채운 후 푸리에 변환으로 재구성한 영상, 측정하지 않은 데이터를 인접한 프레임의 데이터로 대체한 후 푸리에 변환으로 재구성한 슬라이딩 윈도우 영상, 그리고 본 발명의 ITSC 재구성 영상의 예를 나타낸 도면이다.
도 9는 본 발명의 실시 예에 따른 압축율 8에서 반복적인 작은 변환 계수의 제거에 의한 압축 센싱 방법으로 재구성을 2회 반복하여 얻은 멀티프레임 영상 도면이다.
도 10은 본 발명의 실시 예에 따른 압축률 2, 4, 8에서 측정하지 않은 데이터를 모두 0 으로 채운 후 푸리에 변환으로 재구성한 영상, 측정하지 않은 데이터를 인접한 프레임의 데이터로 대체한 후 푸리에 변환으로 재구성한 슬라이딩 윈도우 영상, 그리고 본 발명의 ITSC 재구성 영상의 평균 제곱 오차를 나타낸 표이다.1 is a block diagram illustrating an example of a magnetic resonance imaging apparatus to which the present invention is applied.
FIG. 2 is a diagram illustrating a balanced steady state free precession (b-SSFP) pulse sequence as an example to explain the present invention.
3 is a flowchart illustrating a method of restoring an image from a magnetic resonance signal according to an exemplary embodiment of the present invention.
4 is a diagram illustrating an example of an image reconstructed using all data in order to compare the degree of improvement of image quality according to an exemplary embodiment of the present invention.
5 is a diagram illustrating an average image between frames according to an exemplary embodiment of the present invention.
6 is a diagram illustrating a standard deviation image between frames according to an exemplary embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a diagram illustrating an area without movement by using a standard deviation image according to an exemplary embodiment of the present invention.
8 is an image (referred image) reconstructed by Fourier transform using all data at compression rate 8 according to an embodiment of the present invention, an image reconstructed by Fourier transform after filling all unmeasured data with zero, and unmeasured data Shows a sliding window image reconstructed by Fourier transform after replacing with data of an adjacent frame, and an example of an ITSC reconstructed image of the present invention.
FIG. 9 is a diagram of a multiframe image obtained by repeating a reconstruction twice by a compression sensing method by removing small repetitive transform coefficients at a compression ratio 8 according to an embodiment of the present invention.
FIG. 10 illustrates an image reconstructed by Fourier transform after filling all data not measured at compression ratios 2, 4, and 8 with compression ratios 2, 4, and 8, and replacing the unmeasured data with data of an adjacent frame. Table showing the mean square error of the reconstructed sliding window image, and the ITSC reconstructed image of the present invention.

이하, 첨부된 예시 도면들에 의거하여 본 발명의 실시 예에 따른 자기 공명 신호로부터 영상을 복원하는 방법을 상세히 설명한다.Hereinafter, a method of restoring an image from a magnetic resonance signal according to an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying example drawings.

도 1은 본 발명이 적용되는 자기 공명 영상 장치의 구성을 나타낸 블록도이다.1 is a block diagram showing the configuration of a magnetic resonance imaging apparatus to which the present invention is applied.

도 1을 참조하면, 자기 공명 영상 장치는 자석 조립체(101), 경사 증폭기(105), RF 증폭기(106), 제어부(110), 수신기(108), 아날로그/디지털 변환기(109), 컴퓨터(111), 조작 콘솔(112), 및 심장 박동 트리거(113)를 포함한다.Referring to FIG. 1, the magnetic resonance imaging apparatus includes a magnet assembly 101, a gradient amplifier 105, an RF amplifier 106, a controller 110, a receiver 108, an analog / digital converter 109, a computer 111. ), Operation console 112, and heart rate trigger 113.

자석 조립체(101)는 검사할 대상체가 위치할 수 있는 공간이 제공되고 일정한 주 자기장을 가하기 위한 자석(104), x-축, y-축, 및 z-축 방향으로 경사 자계를 발생시키는 경사 자장 코일(102), 및 RF 펄스를 상기 대상체에 여기시켜 상기 대상체로부터 발생되는 자기 공명 신호를 수신하는 어레이 RF 코일(103)을 구비한다.The magnet assembly 101 is provided with a space in which the object to be inspected can be positioned and a gradient magnetic field for generating a magnetic field in the direction of the magnet 104, the x-axis, the y-axis, and the z-axis to apply a constant main magnetic field. A coil 102 and an array RF coil 103 for exciting an RF pulse to the object to receive a magnetic resonance signal generated from the object.

경사 증폭기(105)는 상기 경사 자장 코일(102)에 전류를 공급함으로써 상기 경사 자장 코일(102)로 하여금 경사 자계를 발생하도록 한다. RF 증폭기(106)는 변조된 RF 입력을 증폭하여 Tx-Rx 스위치인 커플러(107)를 거쳐 상기 어레이 RF 코일(103)에 인가하여 상기 대상체를 여기시킨다.The gradient amplifier 105 supplies the current to the gradient magnetic field coil 102 to cause the gradient magnetic field coil 102 to generate a gradient magnetic field. The RF amplifier 106 amplifies the modulated RF input and applies it to the array RF coil 103 via a coupler 107 which is a Tx-Rx switch to excite the object.

제어부(110)는 사용자가 선택한 영상 기법 시퀀스에 따라 경사 자계 입력을 상기 경사 증폭기(105)로 인가하거나 상기 변조된 RF 입력을 상기 RF 증폭기(106)로 인가한다.The controller 110 applies the gradient magnetic field input to the gradient amplifier 105 or the modulated RF input to the RF amplifier 106 according to the imaging technique sequence selected by the user.

수신기(108)는 상기 어레이 RF 코일(103)로부터의 상기 자기 공명 신호를 수신하여 복조한다. A/D 변환기(109)는 상기 수신기(108)에 복조된 자기 공명 신호를 디지털 신호로 변환하여 컴퓨터(111)로 전송한다. Receiver 108 receives and demodulates the magnetic resonance signal from array RF coil 103. The A / D converter 109 converts the demodulated magnetic resonance signal into the digital signal and transmits the demodulated magnetic resonance signal to the computer 111.

컴퓨터(111)는 심장 박동 트리거에 따라 상기 아날로그/디지털 변환기(109)로부터의 상기 위상부호화 방향으로 부분적으로 측정한 디지털 자기 공명 신호를 기초로 하여 측정되지 않은 위상부호화 값의 데이터를 채워 초기 멀티프레임 영상을 재구성한다. 컴퓨터(111)는 움직임 영역을 판단하여 움직임이 없는 영역은 평균 영상으로 갱신하고, 실제 측정된 공간주파수 데이터는 실측된 값으로 갱신한다. The computer 111 fills data of unmeasured phase encoding values based on digital magnetic resonance signals measured in part in the phase encoding direction from the analog-to-digital converter 109 in accordance with a heart rate trigger, thereby initial multiframe. Reconstruct the image. The computer 111 determines the motion region and updates the region without motion as the average image, and updates the measured spatial frequency data to the measured value.

컴퓨터(111)는 시간주파수 영상의 문턱치보다 작은 계수는 제거한다. 컴퓨터(111)는 재구성된 영상의 수렴 정도를 평가하여 반복여부를 결정하고, 멀티 프레임 심장 영상을 도출한다. 컴퓨터(111)는 상기 제어부에 상기 자기 공명 신호를 얻기 위한 정보를 전송하여 동작하게 하며, 조작 콘솔(112)과의 통신으로 사용자의 명령을 입력받거나 사용자가 측정한 결과 영상을 볼 수 있도록 화면에 출력한다.The computer 111 removes coefficients smaller than the threshold of the time-frequency image. The computer 111 evaluates the degree of convergence of the reconstructed image to determine whether to repeat it, and derives a multi-frame heart image. The computer 111 transmits the information for obtaining the magnetic resonance signal to the control unit, and operates the computer 111. The computer 111 receives the user's command or communicates with the operation console 112 to display the image. Output

심장 박동 트리거(113)는 피험자의 심장 박동의 동기를 제어부(110)에 알려주는 장치로써 움직이는 심장에 동기를 맞춘 영상을 얻기 위한 장치이다.The heart rate trigger 113 is a device for notifying the controller 110 of the subject's heartbeat synchronization, and is a device for obtaining an image synchronized with a moving heart.

본 발명을 위한 자기 공명 신호를 수신하기 위해 도 2와 같은 펄스 시퀀스를 사용한다. 도 2는 본 발명을 설명하기 위해 예로든 균형 정상상태 자유세차에 기반하여 자기 공명 신호를 얻기 위한 시퀀스이다.In order to receive the magnetic resonance signal for the present invention, a pulse sequence as shown in FIG. 2 is used. 2 is a sequence for obtaining a magnetic resonance signal based on an exemplary balanced steady-state precession for explaining the present invention.

도 2에서 RF 펄스(201)는 2차원 영상 단면을 선택하기 위한 것으로 단면 선택 경사 자계(slice selection gradient)(202)로 선택된 단면에 존재하는 수소 원자의 숙임각을 결정하여 여기시키는 역할을 한다. 그리고 선택된 단면상의 2차원 영상정보를 얻기 위하여 미리 계산된 크기와 폭으로 위상 부호화 경사 자계(phase encoding gradient)(204)와 주파수 부호화 경사 자계(frequency encoding gradient)(205 및 206)를 가하여 이차원 자기 공명 신호(207)를 얻는다. 이때, 빠른 획득을 위해, 압축률에 의거해 일부의 위상부호화 경사자계 값에 대한 데이터를 획득한다, 압축률은 일반적인 영상에서 가하는 위상부호화 경사자계의 개수를 제안하는 압축 센싱 기법에서 가하는 위상부호화 경사자계의 개수로 나눈 비이다. 즉 압축률만큼 측정시간이 단축된다.In FIG. 2, the RF pulse 201 is used to select a 2D image cross section, and serves to determine and excite a bow angle of hydrogen atoms present in a cross section selected by a slice selection gradient 202. In order to obtain two-dimensional image information on the selected cross-section, two-dimensional magnetic resonance is applied by applying a phase encoding gradient 204 and a frequency encoding gradient 205 and 206 with a pre-calculated size and width. Obtain signal 207. At this time, for fast acquisition, data of a part of phase encoding gradient magnetic field values are obtained based on the compression ratio. The compression ratio of the phase encoding gradient magnetic field applied by the compression sensing technique suggesting the number of phase encoding gradient magnetic fields applied to a general image. The ratio divided by the number. That is, the measurement time is shortened by the compression rate.

일부 위상 부호화 경사 자계(204)를 선택하는 방법은 DC는 모든 프레임에서 획득하고, 낮은 공간주파수 영역의 데이터에 비중을 높게 하되, 랜덤하게 구성한다. 그리고 다음 차례의 시퀀스를 위해 각 축에 리와인더(203)를 가하여 스핀의 위상이 0 이 되도록 한다.In the method of selecting some phase-coded gradient magnetic fields 204, DC is obtained in every frame, and the weight is made high in the data of the low spatial frequency region, but randomly configured. The rewinder 203 is applied to each axis for the next sequence so that the phase of the spin is zero.

이하, 상술한 자기 공명 영상 장치에서 본 발명에 따른 자기 공명 신호로부터 영상을 복원하는 과정을 도 3을 참조하여 보다 상세히 설명한다. 또한, 본 실시 예에서는, 촬영의 대상체를 심장을 예를 들어 설명하지만, 이에 한정되지 않음을 당업자라면 이해할 것이다.Hereinafter, a process of restoring an image from the magnetic resonance signal according to the present invention in the above-described magnetic resonance imaging apparatus will be described in more detail with reference to FIG. 3. In addition, in the present embodiment, the subject of the imaging is described with the heart as an example, but those skilled in the art will understand that the present invention is not limited thereto.

먼저 단계 301에서, 본 발명에서는 한 주기의 심장 박동 사이에서 변화하는 심장 영상을 관찰하기 위해, 같은 영역의 선택 단면을 일정한 시간 간격으로 심장 박동에 동기하여 자기 공명 신호를 얻는다(301).First, in step 301, the present invention obtains a magnetic resonance signal in synchronization with the heart beat at predetermined time intervals in a selected section of the same area in order to observe a cardiac image changing between one cycle of heart beat.

컴퓨터(111)는 단계 301에서 측정한 일부분의 멀티프레임 심장 공간주파수 데이터에서 측정하지 않은 데이터를 주변 데이터를 이용하여 채운다(302). 채우는 방법은 측정하지 않은 데이터를 시간 축에서 가장 가까운 프레임의 동일한 위상 부호화 값에 해당하는 측정 데이터로 대체한다. 만약 동일한 시간 차이의 프레임이 2개 존재하면 두 데이터의 평균값으로 대체한다. 여기에서 심장 영상은 심장의 한 주기를 여러 프레임으로 나타낸 것이므로 첫 번째 프레임과 마지막 프레임은 서로 연결된 것으로 간주하여 프레임 간의 시간을 계산한다. 만약 모든 프레임에서 측정된 데이터가 없다면, 자신의 프레임에서 가장 가까운 위상 부호화 값의 측정 데이터를 찾아 대체한다. The computer 111 fills the data not measured from the partial multi-frame cardiac spatial frequency data measured in step 301 using the peripheral data (302). The filling method replaces the unmeasured data with measurement data corresponding to the same phase coded value of the frame closest to the time axis. If two frames with the same time difference exist, they are replaced by the average of the two data. In this case, since the heart image represents one cycle of the heart in several frames, the first frame and the last frame are regarded as connected to each other, and the time between the frames is calculated. If no data is measured in every frame, it finds and replaces the measured data of the phase coded value closest to its own frame.

이어, 단계 303에서, 컴퓨터(111)는 상기 멀티프레임 공간주파수 데이터를 이차원 푸리에 변환을 수행하여 멀티프레임 영상을 재구성한다.Next, in step 303, the computer 111 reconstructs a multiframe image by performing two-dimensional Fourier transform on the multiframe spatial frequency data.

도 4는 영상 품질 개선 정도를 비교하기 위하여, 압축 방식을 사용하지 않고 측정한 모든 위상 부호화 경사자계에 대한 데이터로 재구성한 멀티프레임 심장 영상(16 프레임)이다. FIG. 4 is a multi-frame heart image (16 frames) reconstructed with data for all phase-coded gradient fields measured without using a compression scheme to compare the degree of image quality improvement.

컴퓨터(111)는 대상체의 움직임 영역을 판단하기 위하여, 수학식1 및 수학식2 와 같이 멀티프레임 영상의 프레임 간 평균 및 표준편차 영상을 구성한다(304).The computer 111 constructs the inter-frame average and standard deviation image of the multi-frame image, as shown in Equations 1 and 2, in order to determine the motion region of the object (304).

상기 (x,y) 는 영상의 좌표, K는 전체 프레임 수를 나타내고, Rt⁽ⁱ⁾는 i 번 반복으로 얻은 t-프레임의 재구성영상을 나타낸다.(X, y) represents the coordinates of the image, K represents the total number of frames, and Rt ⁽ⁱ⁾ represents a reconstructed image of the t-frame obtained by iteration i.

일례로 도 4의 멀티프레임 영상에 대하여 상기 평균과 표준편차 영상을 도 5와 도 6에 나타내었다. 도 6에서 보듯이 움직임이 큰 영역에서 표준편차 값이 크게 나타난다.For example, the mean and standard deviation images of the multiframe image of FIG. 4 are illustrated in FIGS. 5 and 6. As shown in FIG. 6, the standard deviation value is large in a large motion region.

컴퓨터(111)는 상기 구성한 표준편차 영상에서 일정 임계값 이하의 영역을 움직임이 없는 영역으로 정의한다(305). 일 예로 도 6의 표준 편차 영상으로부터 움직임이 없는 영역을 도 7에 나타내었다.The computer 111 defines an area having a predetermined threshold value or less as an area without motion in the configured standard deviation image (305). As an example, a region without movement from the standard deviation image of FIG. 6 is illustrated in FIG. 7.

단계 306에서, 컴퓨터(111)는 상기 움직임이 없는 영역의 멀티프레임 영상의 그레이레벨을 평균 영상의 값으로 대체한다(306). In step 306, the computer 111 replaces the gray level of the multiframe image of the non-motion region with the value of the average image (306).

컴퓨터(111)는 상기 멀티프레임 영상을 이차원 푸리에 역변환하여 멀티프레임 공간주파수 데이터로 변환한 후(307), 측정된 위상 부호화 값에 해당하는 공간주파수는 측정한 데이터로 복원한다(308).The computer 111 transforms the multiframe image into two-dimensional Fourier inverse transform to multiframe spatial frequency data (307), and restores the spatial frequency corresponding to the measured phase coding value to the measured data (308).

컴퓨터(111)는 상기 멀티프레임 공간주파수 데이터를 이차원 푸리에 변환하여 멀티프레임 영상을 재구성한다(309).The computer 111 reconstructs the multiframe image by performing two-dimensional Fourier transform on the multiframe spatial frequency data (309).

컴퓨터(111)는 상기 재구성된 영상들에서 수학식3과 같이 금번에(i 번째) 재구성된 영상과 바로 앞에서(i-1 번째) 재구성된 영상간의 평균제곱오차를 계산하여 평균제곱오차가 설정한 값 이하일 경우 충분히 수렴이 이루어졌다고 판정하여 반복을 종료한다(310). The computer 111 calculates the mean square error between the reconstructed image (i-th) and the immediately reconstructed image (i-1) the reconstructed image as shown in Equation 3 in the reconstructed images. If the value is less than the value, it is determined that convergence is sufficiently completed, and the repetition is terminated (310).

상기 N,M은 x 방향과 y 방향의 픽셀 개수를 나타낸다. N and M represent the number of pixels in the x and y directions.

평균제곱오차가 설정한 값 이상일 경우 컴퓨터(111)는 상기 재구성된 멀티프레임 영상들을 시간에 대하여 일차원 푸리에 역변환을 하여 시간주파수 영상으로 변환한 후(311), 상기 변환된 시간주파수 영상들에서 일정 임계값보다 작은 계수들을 0으로 설정한다(312). 임계값은 시간주파수의 특성을 고려하여 서로 다른 값을 설정할 수 있다. 일례로 낮은 시간주파수에 작은 임계값, 높은 시간주파수에 큰 임계값을 설정한다. If the mean square error is greater than or equal to a set value, the computer 111 converts the reconstructed multiframe images into time frequency images by performing one-dimensional Fourier inverse transform on time (311), and then performs a predetermined threshold on the converted time frequency images. Coefficients smaller than the value are set to 0 (312). The threshold value may be set in consideration of the characteristics of the time frequency. For example, set a low threshold at low time frequencies and a high threshold at high time frequencies.

컴퓨터(111)는 상기 작은 계수들을 제거한 시간주파수 영상들을 시간주파수에 대하여 일차원 푸리에 변환하여 멀티프레임 영상으로 재구성하여(313) 단계 304 부터 상술한 과정을 다시 반복한다. The computer 111 reconstructs the time-frequency images from which the small coefficients are removed by one-dimensional Fourier transform on the time-frequency image and reconstructs the multi-frame image (313).

도 8은 본 발명의 실시 예에 따른 압축률 8에서 모든 데이터를 사용하여 푸리에 변환으로 재구성한 영상 (기준영상), 측정하지 않은 데이터를 모두 0 으로 채운 후 푸리에 변환으로 재구성한 영상, 측정하지 않은 데이터를 인접한 프레임의 데이터로 대체한 후 푸리에 변환으로 재구성한 슬라이딩 윈도우 영상, 그리고 본 발명의 ITSC 재구성 영상을 1개의 프레임에 대하여 나타낸 도면이다. 도 8에서 보듯이 본 발명의 재구성 영상이 모든 데이터를 가지고 재구성한 영상과 비교하여 가장 에러가 작음을 알 수 있다.8 is an image (referred image) reconstructed by Fourier transform using all data at compression rate 8 according to an embodiment of the present invention, an image reconstructed by Fourier transform after filling all unmeasured data with zero, and unmeasured data Is a sliding window image reconstructed by Fourier transform after replacing with data of adjacent frames, and the ITSC reconstructed image of the present invention for one frame. As shown in FIG. 8, it can be seen that the reconstructed image of the present invention has the smallest error compared to the image reconstructed with all the data.

도 9는 본 발명의 실시 예에 따른 압축율 8에서 반복적인 작은 변환 계수의 제거에 의한 압축 센싱 방법으로 재구성을 2회 반복하여 얻은 멀티프레임 영상 도면이다.FIG. 9 is a diagram of a multiframe image obtained by repeating a reconstruction twice by a compression sensing method by removing small repetitive transform coefficients at a compression ratio 8 according to an embodiment of the present invention.

도 10의 표는 압축률 2, 4, 8 에 대하여 측정하지 않은 데이터를 0 으로 채운 후 푸리에 변환으로 재구성한 방법, 측정하지 않은 데이터를 인접한 프레임의 데이터로 대체한 후 푸리에 변환으로 재구성한 슬라이딩 윈도우 방법, 그리고 본 발명의 ITSC 방법을 적용한 멀티프레임 영상의 평균 제곱 오차를 나타낸 표이다. The table of FIG. 10 shows a method of reconstructing a Fourier transform after filling the unmeasured data with zeros for compression ratios 2, 4, and 8, and a sliding window method reconstructing the Fourier transform after replacing unmeasured data with data of an adjacent frame. And mean square error of a multiframe image to which the ITSC method of the present invention is applied.

도 10에서 보듯이 본 발명의 방법으로 재구성한 영상이 평균 제곱 오차가 가장 작음을 알 수 있다. As shown in FIG. 10, it can be seen that an image reconstructed by the method of the present invention has the smallest mean square error.

이상에서는 본 발명을 특정의 바람직한 실시 예로 설명하였으나, 본 발명은 상기한 실시 예에 한정되지 아니하며, 특허 청구의 범위에서 청구하는 본 발명의 요지를 벗어남이 없이 당해 발명이 속하는 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 누구든지 다양한 변형이 가능할 것이다.While the present invention has been particularly shown and described with reference to exemplary embodiments thereof, it is clearly understood that the same is by way of illustration and example only and is not to be construed as limiting the scope of the invention as defined by the appended claims. Anyone who has it will be able to make various modifications.

본 발명에 따른 고속 멀티프레임 자기 공명 신호로부터 영상을 복원하는 방법은 측정 시간을 단축하여 호흡 등에 의한 움직임에 의한 아티펙트를 줄일 수 있고, 또한 동일한 측정 시간에 보다 많은 슬라이스들을 얻을 수 있어서 심장 및 심혈관 질환 진단 등에 유용하게 사용될 수 있다.The method for restoring an image from a high speed multi-frame magnetic resonance signal according to the present invention can shorten the measurement time to reduce artifacts due to movement by breathing, and also obtain more slices at the same measurement time, thereby improving heart and cardiovascular disease. It can be usefully used for diagnosis.

101: 자석 조립체 102: 경사 자계 코일
103: 어레이 RF 코일 104: 자석
105: 경사 증폭기 106: RF 증폭기
107: 커플러 108: 수신기
109: A/D 변환기 110: 제어부
111: 컴퓨터 112: 조작 콘솔
113: 심장 박동 트리거101: magnet assembly 102: gradient magnetic coil
103: array RF coil 104: magnet
105: gradient amplifier 106: RF amplifier
107: coupler 108: receiver
109: A / D converter 110: control unit
111: computer 112: operation console
113: heart rate trigger

Claims

a) reconstructing the multiframe image by performing two-dimensional Fourier transform on the multiframe spatial frequency data from the magnetic resonance signal of the selected section of the same region synchronized with the heartbeat;
b) replacing a gray level of an area without motion in the multiframe image with a value of an average image of gray levels of the multiframe image;
c) converting the multiframe image of step b) into two-dimensional Fourier inverse transform into multiframe spatial frequency data, and then replacing the spatial frequency corresponding to the measured phase coding value with the measured data;
d) reconstructing a multiframe image by performing two-dimensional Fourier transform on the multiframe spatial frequency data of step c);
e) comparing the reconstructed images of step d) with each other to determine whether the reconstructed multiframe images are sufficiently converged; And
f) if it is determined that the multiframe image of the heart is sufficiently converged as a result of step e), completing the acquisition of the multiframe image of the heart;
A method for restoring an image from a magnetic resonance signal.

The method of claim 1 wherein the method is
g) if it is determined that the multiframe image is not sufficiently converged as a result of step e), converting the reconstructed multiframe images into a time frequency image by performing one-dimensional Fourier inverse transform on time;
h) setting coefficients smaller than a predetermined threshold value to zero in the time frequency images of step g); And
i) reconstructing the image from the magnetic resonance signal, further comprising the step of reconstructing the time-frequency images from which the small coefficients have been removed by step h) into a multi-frame image by performing one-dimensional Fourier transform on the time frequency, and proceeding to step a). Way.

The method of claim 1, wherein step b)
b-1) obtaining average E ⁽ⁱ⁾ (x, y) and standard deviation STD ⁽ⁱ⁾ (x, y) between frames of the multiframe image;

,

,
Where (x, y) represents the coordinates of the image, K represents the total number of frames, and Rt ⁽ⁱ⁾ represents a reconstructed image of the t-frame obtained by iteration i;
b-2) defining an area below a predetermined threshold in the standard deviation STD ⁽ⁱ⁾ (x, y) as an area without motion; And
b-3) replacing the gray level of the multiframe image of the non-motion region with a value of an average image.

The method of claim 1, wherein step e)
e-1) calculating a mean square error MSE between an i-th reconstructed image and an i-1th reconstructed image in the reconstructed images;

N and M represent the number of pixels in the x and y directions; And
e-2) reconstructing the image from the magnetic resonance signal, comprising determining whether the reconstructed multiframe images are sufficiently converged according to whether the mean square error of step e-1) is equal to or less than a predetermined value. How to.

The method of claim 2, wherein step h)
h-1) non-uniformly setting the threshold value in consideration of the characteristics of the time frequency; And
h-2) setting a smaller threshold value at a lower time frequency and a larger threshold value at a higher time frequency.