JP4047553B2

JP4047553B2 - Magnetic resonance imaging system

Info

Publication number: JP4047553B2
Application number: JP2001122213A
Authority: JP
Inventors: 将宏瀧澤; 哲彦高橋
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2001-04-20
Filing date: 2001-04-20
Publication date: 2008-02-13
Anticipated expiration: 2021-04-20
Also published as: JP2002315731A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴（以下、「NMR」という）信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁気共鳴撮影（MRI）装置に関し、心臓等の高速撮影が要求される領域において、特に複数のRF受信コイルを用い、各RF受信コイルにて位相エンコードを間引いて取得した信号をRF受信コイルの感度分布を用いて行列演算により展開する撮影方法（以下、パラレルイメージング法）において、アーチファクトの無い画像を得ることを可能としたMRI装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
MRIでは、位相エンコード量を変えながらシーケンスを繰り返し実行し、１枚の画像再構成に必要なエコー信号を取得する。そのため、画像の取得時間は繰り返し回数が大きく影響する。高速撮影を行う場合、一般的には、１回の繰り返し内に複数のエコー信号を発生させるマルチエコータイプのシーケンスを用いたり、繰り返しの時間間隔を数〜数十msにまで短縮したシーケンスを用いる。しかし、マルチエコータイプのシーケンスでは、画像のコントラストが低下したり、画像歪みの原因となることがある。これは、画像のコントラストに寄与するエコー時間がマルチエコータイプのシーケンスでは各エコー信号で異なるため、コントラストの低下を招く。また、エコー時間が異なるため、各エコー信号間での位相変化が異なると、画像歪みとなって画像に現れる。
【０００３】
また、心臓領域（冠状動脈撮影など）を撮影する場合、より高速に画像を取得する必要があり、パラレルイメージング法と呼ばれる高速撮影方法も提案されている。パラレルイメージング法は、マルチプルRF受信コイルを用いて、位相エンコードを等間隔に間引いたシーケンスを実行し、繰り返し回数を低減して撮影時間を短縮する。通常、位相エンコードを等間隔に間引いて計測を行うと、画像には折り返しが発生するが、各RF受信コイルの感度分布をもとに行列演算を行うことで画像を展開し、折り返しを除去する。一般的にパラレルイメージング法では、撮影に用いたRF受信コイルの数分だけ撮影時間を短縮できる。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
パラレルイメージング法では、マルチエコータイプのシーケンスを用いなくとも、撮影時間を短縮することができるため、コントラストの低下や画像歪みの影響を減らすことができる。しかしながら、マルチプルRF受信コイルの配置や感度分布の形状により結果の画像が大きく変化する。特に、背景等の低信号領域を含んだまま行列演算を行うと、ノイズの影響で折り返しの展開時に誤差が大きくなり、画像中に輝点のアーチファクトが発生することがある。また、各RF受信コイルの感度分布を精度良く算出するために、比較的感度分布の均一な全身用ボディコイルで計測した画像を用いて感度分布を算出するのが望ましいが、装置によっては全身用のボディコイルが無かったり、受信チャンネル数が少ないために同時に画像を取得できない問題が有る。
【０００５】
そこで、本発明の目的は、行列演算時の計算誤差を抑え、輝点アーチファクトの発生を無くし、また全身用ボディコイルの無い装置、或いはチャンネル数の少ない装置でもパラレルイメージングを可能とすることにある。あるいは、全身用ボディコイルを有する装置でも、装置構成及び信号処理フローを簡潔にすることにある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、本発明は、複数のＲＦ受信コイルを備えて被検体からの核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、前記受信手段を用いてｋ空間のエンコードステップを間引いて前記核磁気共鳴信号を計測して、前記ＲＦ受信コイル毎のｋ空間データを取得する計測制御手段と、前記ＲＦ受信コイル毎の感度画像を用いて該ＲＦ受信コイル毎の感度分布データを取得する感度分布演算と、前記ＲＦ受信コイル毎のｋ空間データと感度分布データとを用いてパラレルイメージング法に基づく演算を適用して前記被検体の画像を再構成する画像再構成演算と、を行う演算手段と、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記感度分布演算は、前記複数のＲＦ受信コイルの内の少なくとも２つの感度画像を合成して略均一感度画像を取得し、該略均一感度画像を用いて、前記複数のＲＦ受信コイルの内の少なくとも１つのＲＦ受信コイルの感度分布データを取得することを特徴とする。
【０００７】
また、少なくとも2個のRF受信コイルを備え、前記RF受信コイルで受信する核磁気共鳴信号の計測を計測空間のエンコードステップを間引くよう計測して各RF受信コイル毎に感度画像及び形態画像を取得し、前記RF受信コイルの感度画像に基づく感度分布から各形態画像の折り返し除去の演算を行なうと共に前記各形態画像を結合して１枚の形態画像を得る制御手段を有する磁気共鳴イメージング装置において、前記制御手段は、各RF受信コイルで取得した感度画像を結合した全体感度画像を作成し、前記全体感度画像を用いて各RF受信コイルの感度分布を算出し、前記全体感度画像を用いて画像の非画像領域と画像領域を分けるマスクを作成し、前記マスクに基づいて演算を行なうものである。
【０００８】
さらに、計測領域全体を受信する第1のRF受信コイルと、前記計測領域を少なくとも2つ以上分割した領域を受信する複数の第2のRF受信コイルを備え、前記各第2のRF受信コイルで受信する核磁気共鳴信号の計測を計測空間のエンコードステップを間引くよう計測して前記第2のRF受信コイル毎に感度画像及び形態画像を取得し、前記第1のRF受信コイルによる感度画像及び前記第2のRF受信コイルによる感度画像から求めた感度分布から前記形態画像の折り返し除去の演算を行なうと共に前記各形態画像を結合して１枚の形態画像を得る制御手段を有する磁気共鳴イメージング装置において、前記制御手段は、前記受信感度分布において非画像領域と画像領域を分けたマスクを作成し、前記マスクを用いて演算を行なうものである。
【０００９】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の核磁気共鳴イメージング装置について、図面を参照して詳述する。図4は典型的な核磁気共鳴イメージング装置の構成である。被検体401の周囲に静磁場を発生する磁石402と、該空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル403と、この領域に高周波磁場を発生するRFコイル404と被検体401が発生するMR信号を検出するRFプローブ405がある。傾斜磁場コイル403は、X、Y、Zの３方向の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源409からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。RFコイル404はRF送信部410の信号に応じて高周波磁場を発生する。RFプローブ405の信号は、信号検出部406で検出され、信号処理部407で信号処理され、また計算により画像信号に変換される。画像は表示部408で表示される。傾斜磁場電源409、RF送信部410、信号検出部406は制御部411で制御され、制御のタイムチャートは一般にパルスシーケンスと呼ばれている。ベッド412は被検体が横たわるためのものである。
【００１０】
現在MRIの撮影対象は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質、プロトンである。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮影する。
【００１１】
RFコイル405の例として、複数の受信コイルを用いた「マルチプルRFコイル」もしくは「フェーズドアレイコイル」と呼ばれる技術が用いられている。マルチプルRFコイルとは、相対的に高感度な小型RF受信コイルを複数個並べて、各コイルで取得した信号を合成することより、RF受信コイルの高い感度を保ったまま視野を拡大し、高感度化を図る受信専用RFコイルである。水平磁場頭部用マルチプルRFコイルとしては、Array Head Coil for Improved Functional MRI(Christoph Leussler), 1996 ISMRM abstruct p.249がある。また、水平磁場頭部用QDマルチプルRFコイルとしては、Helmet and Cylindrical Shaped CP Array Coils for Brain Imaging: A Comparison of Signal-to-Noise Characteristics(H.A.Stark, E.M.Haacke), 1996 ISMRM abstract p.1412がある。水平磁場腹部用QDマルチプルRFコイルとしては、Four Channel Wrap-Around Coil with Inductive Decoupler for 1.5T Body Imaging(T.Takahashi et.al), 1995 ISMRM abstruct p.1418がある。
【００１２】
マルチプルRFコイルの信号検出部の一部を図3に示す。図3では、４個のRF受信コイル405が、それぞれプリアンプ302に接続されて一つのマルチプルコイル301を構成する。信号検出部406は、4個のAD変換・直交検波回路303が並列してなり、前記各プリアンプの出力が接続されている。信号処理部407は、各信号をフーリエ変換、バックプロジェクション法、ウエーブレット変換などにより、それぞれのRF受信コイル405で検出したMRI画像を求め、これらの画像信号を合成する演算304からなる。
【００１３】
次に、撮影方法を説明する。図6は一般的なグラディエントエコーシーケンスである。601は高周波パルス、602はスライス選択傾斜磁場パルス、603は位相エンコード傾斜磁場パルス、604は読み出し傾斜磁場パルス、605はサンプリングウインド、606はエコー信号、607は繰り返し時間（高周波パルス601の照射間隔）である。MRIでは、各繰り返し時間607毎に位相エンコード傾斜磁場パルス603の量を変え、異なる位相エンコードを与え、それぞれの位相エンコードで得られるエコー信号606を検出する。この操作を位相エンコードの数だけ繰り返し、画像取得時間608で1枚の画像再構成に必要なエコー信号を取得する。位相エンコードの数は通常1枚の画像あたり64、128、256、512等の値が選ばれる。各エコー信号は通常128、256、512、1024個のサンプリングデータからなる時系列信号として得られる。これらのデータを2次元フーリエ変換して1枚のMR画像を作成する。
【００１４】
マルチプルRF受信コイルを用いた高速撮影であるパラレルイメージング法の場合、位相エンコードステップ間隔を一定の割合で間引いて撮影の繰り返し回数を減らす。この間引き率を一般的に倍速数と呼ぶ。例えば、位相エンコードステップを2倍に間引く場合、倍速数は2である。以下、パラレルイメージング法の原理を、図2を用いて説明する。通常撮影の場合、図2(a)に示すように各位相エンコード量で取得した信号202nを配置し画像１枚分のデータ201を形成し、これをフーリエ変換することで図2(c)示すような画像を得る。次に、パラレルイメージング法において、例えば位相エンコードステップ間隔を2倍にし、データを間引いた場合、図2(b)に示すように、1ラインおきにデータ204mを計測し、205mの位置に相当するデータは計測しない。このとき、計測したデータ204mの量は通常撮影と比べ半分になるので、マトリクスを半分にして画像を作成するが、図2(d)のような折り返しの発生した画像が得られる。図2においては、y方向を位相エンコード方向としており、この折り返しは、位相エンコード方向の画像が折り返して発生する。つまり、図2(c)に示すような画像207内の被検体206の、上側領域2071内の被検体画像2061と下側領域2072内の被検体画像2062が重なり、図2(d)に示すような折り返しの有る画像208となる。このようにして発生した信号折り返しは、SENSEと呼ばれる信号処理法で除去する（SENSE:Sensitivity Encoding for Fast MRI(Klaas P.Pruessmann et.al), Magnetic Resonance in Medicine 42: 952-962 (1999)参照）。
【００１５】
以下、折り返し除去について説明する。x,y方向の画像マトリクスをそれぞれX,Yとした場合、画像内の座標(x,y)(x:1≦x≦X, y:1≦y≦Y)における画素値をs_i (x,y)とする(ここで、iはコイル番号であり、2≦i≦Nである)。図2(d)の場合では、位相エンコードステップを2倍に間引いているので、間引き後の画像の位相エンコード方向のマトリクスは、Y'≡Y/2となる。図2(d)の画像の座標を(x,y')(1≦y'≦Y')としたとき、その画素値s'(x,y')208は、元画像207の2領域2071、2072が重なって、
【００１６】
【数１】

となる。ここでａは定数を表す。次に、RF受信コイルの感度分布と画像について述べる。i番目のRF受信コイルの2次元的な感度分布を、c_i(x,y)とすると、受信した信号s_i (x,y)は、受信コイルの感度分布c_i(x,y)と被検体のプロトン密度分布p(x,y)との積、
【００１７】
【数２】

で表される。(2)式を用いると、(1)式は、
【００１８】
【数３】

【００１９】
【数４】

とおくと、(3)式は、
【００２０】
【数５】

となる。これは、N行2列の行列として表すことができ、
【００２１】
【数６】

となる。これより、コイルの感度分布C_ijが分かれば、逆行列を計算することで、被検体のプロトン密度分布P_jが分かる。
【００２２】
同様に、N個のコイルを用いて、M倍速で撮影を行った場合は、Y'≡Y/M、1≦y'≦Y'として、
【００２３】
【数７】

となる。ここでｂは定数を表す。逆行列演算によって折り返しを除去する事から、パラレルイメージング法のコイル数と倍速数との関係は、数学的にN≧Mである。
【００２４】
通常、パラレルイメージング法では、各RF受信コイルの感度分布C_ijを前計測等で予め計測するなどして取得する。しかしながら、感度分布C_ijを直接算出する事は難しく、一般的には比較的感度分布の均一な全身用ボディコイルの画像を用いて、各RF受信コイルで取得した画像をそれぞれ除算し、近似的なコイルの感度分布を求めて行列演算を行う。
【００２５】
図7に一般的なパラレルイメージング法の処理を示す。図では1つの全身用ボディコイルと、3つのマルチプルRF受信コイルの構成である。まず、全身用ボディコイルで取得した感度画像701と、各RF受信コイルで取得した感度画像7021〜7023を用いて、感度分布算出処理7041〜7043を行い、各RF受信コイルの感度分布7051〜7053を得る。感度分布算出処理704としては、全身用ボディコイルの画像をs_c(x,y)として、例えば、
【００２６】
【数８】

がある。このようにして算出した感度分布7051〜7053と、各RF受信コイルで取得した折り返しの有る本計測画像7031〜7033を用いて、行列作成処理706により行列を作成後、逆行列演算処理707によって折り返しを除去した画像708を得る。
次に、本発明の第1の実施形態を図1，図5により説明する。従来の一般的なパラレルイメージング法では、背景等の低信号領域に関しては何ら考慮されていないものであるが、本実施形態では低信号領域を考慮した構成となっている。つまり、全身用ボディコイルの画像を用いて、マスク作成のステップ101により、マスク102を作成し、マスクの処理を行うステップ103により精度を向上した処理後のマスク104を作成し、マスクを用いた行列作成処理105を行うよう構成した。ここで、マスク処理について説明する。図5では3倍速の場合であり、画像501は通常画像(図5(b))の3領域5041、5042、5043が重なった結果である（ここで、Y'≡Y/3、1≦y'≦Y'である）。図5(a)中に、2箇所の注目点A(x_A, y'_A) 502、B(x_B, y'_B) 503を設ける。このとき、A、B点の画素値は、それぞれ、図の5021〜5023、5031〜5033の領域が重なっている事から、
【００２７】
【数９】

となる。ここでｄは定数を表す。しかし、5021は、被検体の無い背景部分の信号であり、これを用いて行列演算を行うと、逆行列演算時に行列が発散して、結果画像に輝点のアーチファクトを生じる場合が有った。そこで、このような背景の影響を無くすため、図5(c)に示すようなマスクm(x,y)102を用いる。図1中のマスク作成処理101としては、全身用ボディコイルの感度画像701に対して、例えば閾値を設けて図5（c）に示すような画素値が閾値以下の画素を背景領域506、画素値が閾値以上の画素を被検体領域505とする。また、閾値設定方法として、例えば画像内の最大画素値の1/10程度を閾値としたり、図5(d)に示すようなような画像内の画素値ヒストグラム507を作成し、ノイズの分布を求めて閾値508を設定する事もできる。次に、マスク作成101により、例えば被検体領域505の値を1に、背景領域506の値を0にしたマスク102を得る。そして、得られたマスク102に対して、さらにマスクの精度を向上させるため、マスクの処理103を行なう。そして、マスク処理103によって得られた処理後のマスク104を用いて行列作成処理105を行なう。これにより背景領域を除いて行列演算できるため、輝点アーチファクトの発生をなくすことができる。
【００２８】
ここで、マスク処理103としては、例えば被検体内部に構造が存在する場合はその領域の信号をそのまま使用するためマスク領域を内挿により埋めたり、本来計算に入れない領域に誤って取られた孤立点を除去する処理等を行なう。
また、マスクを用いた行列作成処理105では、行列の要素に背景領域を含まないように、各要素を0にする判別処理を行なう。例えば、
【００２９】
【数１０】

で表される。また、背景領域を0とした場合、画像が不自然となるような場合は、行列の要素を所定の定数にして処理してもよい。例えば
【００３０】
【数１１】

で表される。ここで、Const.は任意の定数を示す。
さらに、行列作成処理105内で(10)式に示すような各要素を0にする判別処理を用いることは、感度分布とマスクとの積、
【００３１】
【数１２】

とすることであり、判別処理を無くし処理を簡略化できる。
(10)式のように行列要素の一部を"0"とすることは、行列のマトリクスサイズを縮小することと等価である。すなわち、「各画素毎に折り返しの状況を調べ、必要十分な行列サイズを決定し、必要十分な演算を行う」ことになる。この結果、従来と比べ、不要なノイズの混入が無くなり、画質が向上する。又、演算時間が短縮するメリットも有る。
【００３２】
なお、行列作成処理105では処理後のマスク104を用いて演算したが、マスク102を用いて演算することもできる。これにより処理フローを簡略化することができる。また、マスク102は背景領域と被検体領域に分けて説明したが、背景領域とは被検体領域外の背景のみならず被検体領域中に存在する低信号領域（例えば、空隙等）も含む。
【００３３】
次に、本発明の第2の実施形態を図8を用いて説明する。この場合では、全身用ボディコイルの画像がない場合である。この場合、各RF受信コイルの感度分布を算出するために必要な全身用ボディコイルの画像は、信号結合処理801により作成する。801の具体的な処理として、例えば、各RF受信コイルで取得した画像s_i(x,y)と、s_i(x,y)にローパスフィルタを施した画像をw_i(x,y)とするとき、合成後の擬似的なボディコイル画像s'_c(x,y)は、
【００３４】
【数１３】

で求まる（ここで、*は複素共役、||は絶対値を表す）。しかし、マルチプルRF受信コイルの有感度領域は通常のコイルと比較して狭いので、この様に合成した擬似的なボディコイルの画像には、シェーディングの影響が大きい場合がある。そこで、合成した擬似的なボディコイルの画像に感度補正処理802を施し、シェーディングの無い擬似画像803を作成して、パラレルイメージング法の処理を行う。なお、感度補正処理802としては、例えば、画像からシェーディングを算出し補正する方法（特開平7-222724号公報）を用いる。
【００３５】
このように、全身用ボディコイルの信号を合成することで、例えば全身用ボディコイルが無い、或いは取りつけ不可能な装置や、使用可能なコイルのチャンネル数が少ない装置でも、パラレルイメージング法が可能となる。また、全身用ボディコイルを有する装置においても、マルチプルRF受信コイルの信号のみの処理となるため、装置構成やソフトウエア構成、データフローが簡略化できる点である。例えば、ハンバーガー型オープンMRIでは、照射コイルの感度が比較的低いため、照射コイルでの受信ができない場合がある。又、物理的に受信できても、パラレルイメージング法のためだけに受信用部品を付けると、MRI装置のコストアップになる。しかし、本実施例を適用すると、このようなデメリットを克服できる。感度分布の演算は、マルチスライス撮影や三次元撮影にも適用できる。マルチスライスではスライス毎に(13)式を計算する。三次元撮影でも、スライス毎に(13)式を計算する。
【００３６】
本発明は、以上の実施例で開示された内容にとどまらず、本発明の趣旨を踏まえた上で各種形態を取り得る。本実施例では、3つのマルチプルRF受信コイルを用いたパラレルイメージング法の例を示したが、RF受信コイルの数Nは2以上の任意数を使用可能である。また、倍速数M=2,3の例を示したが、倍速数はM≦Nの範囲内で選択可能である。さらに、本発明ではグラディエントエコーシーケンスについて記載したが、パラレルイメージング法では、シーケンスの形状には依存しない。例えば、SEシーケンス、FSEシーケンス、EPIシーケンス、スパイラルシーケンス、SSFPシーケンスなどに適用できる。また、三次元計測に本発明を適用する場合は、位相エンコード方向だけでなく、スライスエンコード方向にデータを間引いて高速化することもできる。或いは、位相エンコード方向、スライス方向を組み合わせてデータを間引き、高速化することもできる。更に、本アルゴリズムを適用して心臓イメージングを行うと、輝点アーチファクトの無い画像が高時間分解能で取得できる。
【００３７】
【発明の効果】
本発明は以上のように構成されたので、パラレルイメージング法で輝点アーチファクトを無くす事ができる。また、全身用ボディコイルが無い装置でもパラレルイメージング法が可能となる。さらに、全身用ボディコイルを有する装置においても、マルチプルRF受信コイルの信号のみでパラレルイメージング法が可能となるため、使用チャンネル数を低減でき、装置構成や処理・データフローを簡略化できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第1の実施形態における信号処理を説明する図。
【図２】パラレルイメージング法の画像の折り返しを説明する図。
【図３】本発明が適用されるRFコイルの受信部を示す図。
【図４】本発明が適用されるMRI装置の全体構成を示す図。
【図５】本発明における画像の折り返しを説明する図。
【図６】一般的なグラディエントエコーのシーケンスを説明する図。
【図７】従来のパラレルイメージング法の処理を説明する図。
【図８】本発明の第2の実施形態における信号処理を説明する図。
【符号の説明】
601 高周波パルス、602 スライス選択傾斜磁場、603 位相エンコード傾斜磁場パルス、604 読み出し傾斜磁場パルス、605 データサンプルウインド、606 エコー信号、607 繰り返し時間間隔、608 画像取得時間、401 被検体、402 磁石、403 傾斜磁場コイル、404 RFコイル、405 RFプローブ、406 信号検出部、407 信号処理部、408 表示部、409 傾斜磁場電源、410 RF送信部、411 制御部、412 ベッド[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention measures nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as “NMR”) signals from hydrogen, phosphorus, etc. in a subject and visualizes nuclear density distribution, relaxation time distribution, etc. In the area where high-speed imaging such as the heart is required for devices, matrix calculation is performed using signals obtained by thinning out phase encoding in each RF receiver coil, especially using multiple RF receiver coils, using the sensitivity distribution of the RF receiver coil The present invention relates to an MRI apparatus that can obtain an image free of artifacts in an imaging method (hereinafter referred to as a parallel imaging method) developed by the above method.
[0002]
[Prior art]
In MRI, a sequence is repeatedly executed while changing the phase encoding amount, and an echo signal necessary for reconstruction of one image is acquired. Therefore, the number of repetitions greatly affects the image acquisition time. When performing high-speed shooting, in general, a multi-echo type sequence that generates a plurality of echo signals within one repetition or a sequence in which the repetition time interval is shortened to several to several tens of ms is used. . However, in the multi-echo type sequence, the contrast of the image may be lowered or image distortion may be caused. This is because the echo time that contributes to the contrast of the image is different for each echo signal in a multi-echo type sequence, which causes a decrease in contrast. In addition, since the echo times are different, if the phase change between the echo signals is different, image distortion appears in the image.
[0003]
Further, when imaging a heart region (such as coronary artery imaging), it is necessary to acquire an image at a higher speed, and a high-speed imaging method called a parallel imaging method has been proposed. In the parallel imaging method, multiple RF receiver coils are used to execute a sequence in which phase encoding is thinned out at equal intervals, thereby reducing the number of repetitions and shortening imaging time. In general, when measurement is performed with phase encoding thinned out at equal intervals, aliasing occurs in the image, but the image is expanded by performing matrix calculation based on the sensitivity distribution of each RF receiver coil, and aliasing is removed. . In general, in the parallel imaging method, the imaging time can be shortened by the number of RF receiving coils used for imaging.
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
In the parallel imaging method, the imaging time can be shortened without using a multi-echo type sequence, and therefore the influence of contrast reduction and image distortion can be reduced. However, the resulting image varies greatly depending on the arrangement of multiple RF receiving coils and the shape of the sensitivity distribution. In particular, if a matrix operation is performed while including a low signal area such as the background, an error becomes large at the time of unfolding due to the influence of noise, and artifacts of bright spots may occur in the image. In addition, in order to accurately calculate the sensitivity distribution of each RF receiver coil, it is desirable to calculate the sensitivity distribution using an image measured with a body coil for the whole body having a relatively uniform sensitivity distribution. There is a problem that images cannot be acquired simultaneously because there is no body coil or the number of reception channels is small.
[0005]
Accordingly, an object of the present invention is to suppress calculation errors at the time of matrix calculation, eliminate the occurrence of bright spot artifacts, and enable parallel imaging even with a device without a body coil for whole body or a device with a small number of channels. . Alternatively, a device having a body coil for whole body is to simplify the device configuration and signal processing flow.
[0006]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, the present invention provides a receiving means for receiving a nuclear magnetic resonance signal from a subject with a plurality of RF receiving coils, and thinning out the k-space encoding step using the receiving means. Measurement control means for measuring nuclear magnetic resonance signals and acquiring k-space data for each RF receiving coil, and sensitivity for acquiring sensitivity distribution data for each RF receiving coil using a sensitivity image for each RF receiving coil Calculation means for performing distribution calculation and image reconstruction calculation for reconstructing the image of the subject by applying calculation based on a parallel imaging method using k-space data and sensitivity distribution data for each RF receiving coil When, in the magnetic resonance imaging apparatus wherein the sensitivity distribution calculation, a substantially uniform sensitivity image by combining at least two sensitivity image of the plurality of RF receiving coils Tokushi, using the symbolic uniform sensitivity image, and obtains sensitivity distribution data of at least one RF receiving coil of the plurality of RF receiving coils.
[0007]
In addition, at least two RF receiver coils are provided, and the measurement of nuclear magnetic resonance signals received by the RF receiver coils is measured so that the encoding step of the measurement space is thinned out, and a sensitivity image and a morphological image are obtained for each RF receiver coil. In addition, in the magnetic resonance imaging apparatus having a control unit that performs the calculation of the aliasing removal of each morphological image from the sensitivity distribution based on the sensitivity image of the RF receiving coil and obtains one morphological image by combining the morphological images, The control means creates an overall sensitivity image by combining sensitivity images acquired by each RF receiving coil, calculates a sensitivity distribution of each RF receiving coil using the overall sensitivity image, and uses the overall sensitivity image to generate an image. A mask that separates the non-image area and the image area is created, and an operation is performed based on the mask.
[0008]
Furthermore, a first RF receiving coil that receives the entire measurement region, and a plurality of second RF receiving coils that receive a region obtained by dividing at least two of the measurement regions, each of the second RF receiving coils The measurement of the nuclear magnetic resonance signal to be received is measured so as to thin out the encoding step of the measurement space, and a sensitivity image and a morphological image are obtained for each of the second RF receiving coils, and the sensitivity image by the first RF receiving coil and the above-mentioned In a magnetic resonance imaging apparatus having a control means for performing a fold-off removal of the morphological image from a sensitivity distribution obtained from a sensitivity image obtained by a second RF receiving coil and combining the morphological images to obtain one morphological image The control means creates a mask in which the non-image area and the image area are separated in the reception sensitivity distribution, and performs an operation using the mask.
[0009]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, the nuclear magnetic resonance imaging apparatus of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. FIG. 4 shows the configuration of a typical nuclear magnetic resonance imaging apparatus. A magnet 402 that generates a static magnetic field around the subject 401, a gradient magnetic field coil 403 that generates a gradient magnetic field in the space, an RF coil 404 that generates a high-frequency magnetic field in this region, and an MR signal generated by the subject 401 There is an RF probe 405 to detect. The gradient magnetic field coil 403 is composed of gradient magnetic field coils in three directions of X, Y, and Z, and generates a gradient magnetic field in response to a signal from the gradient magnetic field power supply 409, respectively. The RF coil 404 generates a high-frequency magnetic field according to the signal from the RF transmission unit 410. The signal of the RF probe 405 is detected by the signal detection unit 406, processed by the signal processing unit 407, and converted into an image signal by calculation. The image is displayed on the display unit 408. The gradient magnetic field power source 409, the RF transmission unit 410, and the signal detection unit 406 are controlled by the control unit 411, and the control time chart is generally called a pulse sequence. The bed 412 is for the subject to lie down.
[0010]
Currently, MRI imaging targets are protons, which are the main constituents of specimens, as they are widely used in clinical practice. By imaging the spatial distribution of proton density and the spatial distribution of the relaxation phenomenon in the excited state, the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. can be photographed two-dimensionally or three-dimensionally.
[0011]
As an example of the RF coil 405, a technique called “multiple RF coil” or “phased array coil” using a plurality of receiving coils is used. Multiple RF coils are a combination of multiple relatively high-sensitivity small RF receiver coils, and by synthesizing the signals acquired by each coil, the field of view is expanded while maintaining high sensitivity of the RF receiver coil, and high sensitivity This is a dedicated RF coil for reception. Multiple RF coils for horizontal magnetic field heads include Array Head Coil for Improved Functional MRI (Christoph Leussler), 1996 ISMRM abstruct p.249. Further, as a QD multiple RF coil for a horizontal magnetic field head, there is Helmet and Cylindrical Shaped CP Array Coils for Brain Imaging: A Comparison of Signal-to-Noise Characteristics (HAStark, EMHaacke), 1996 ISMRM abstract p.1412. As a QD multiple RF coil for horizontal magnetic field abdomen, there is Four Channel Wrap-Around Coil with Inductive Decoupler for 1.5T Body Imaging (T. Takahashi et.al), 1995 ISMRM abstruct p.
[0012]
A part of the signal detector of the multiple RF coil is shown in FIG. In FIG. 3, four RF receiving coils 405 are connected to the preamplifier 302 to constitute one multiple coil 301. In the signal detection unit 406, four AD conversion / quadrature detection circuits 303 are arranged in parallel, and the outputs of the respective preamplifiers are connected. The signal processing unit 407 includes an operation 304 that obtains MRI images detected by the respective RF receiving coils 405 by Fourier transform, back projection method, wavelet transform, and the like, and synthesizes these image signals.
[0013]
Next, a photographing method will be described. FIG. 6 shows a general gradient echo sequence. 601 is a high frequency pulse, 602 is a slice selection gradient magnetic field pulse, 603 is a phase encoding gradient magnetic field pulse, 604 is a readout gradient magnetic field pulse, 605 is a sampling window, 606 is an echo signal, 607 is a repetition time (irradiation interval of the high frequency pulse 601) It is. In MRI, the amount of the phase encoding gradient magnetic field pulse 603 is changed at each repetition time 607 to give different phase encoding, and the echo signal 606 obtained by each phase encoding is detected. This operation is repeated by the number of phase encodings, and an echo signal necessary for reconstruction of one image is acquired at an image acquisition time 608. As the number of phase encodings, values such as 64, 128, 256, 512, etc. are usually selected per image. Each echo signal is usually obtained as a time-series signal composed of 128, 256, 512, and 1024 sampling data. These data are two-dimensionally Fourier transformed to create one MR image.
[0014]
In the case of a parallel imaging method that is high-speed imaging using multiple RF receiver coils, the number of repetitions of imaging is reduced by thinning out the phase encoding step interval at a constant rate. This thinning rate is generally called a double speed number. For example, when the phase encoding step is thinned out twice, the double speed number is 2. Hereinafter, the principle of the parallel imaging method will be described with reference to FIG. In the case of normal shooting, as shown in FIG. 2 (a), signals 202n acquired with each phase encoding amount are arranged to form data 201 for one image, and this is subjected to Fourier transform to show FIG. 2 (c). Get an image like this. Next, in the parallel imaging method, for example, when the phase encoding step interval is doubled and the data is thinned out, as shown in FIG. 2 (b), the data 204m is measured every other line and corresponds to the position of 205m. Data is not measured. At this time, since the amount of the measured data 204m is halved compared to the normal shooting, an image is created by halving the matrix, but an image with aliasing as shown in FIG. 2 (d) is obtained. In FIG. 2, the y direction is the phase encoding direction, and this folding occurs when the image in the phase encoding direction is folded. That is, the subject image 2061 in the upper region 2071 overlaps the subject image 2062 in the lower region 2072 of the subject 206 in the image 207 as shown in FIG. 2 (c), and is shown in FIG. 2 (d). An image 208 with such folding is obtained. The signal aliasing generated in this way is removed by a signal processing method called SENSE (see SENSE: Sensitivity Encoding for Fast MRI (Klaas P. Pruessmann et.al), Magnetic Resonance in Medicine 42: 952-962 (1999). ).
[0015]
Hereinafter, the aliasing removal will be described. If the image matrices in the x and y directions are X and Y, respectively, the pixel value at the coordinates (x, y) (x: 1 ≤ x ≤ X, y: 1 ≤ y ≤ Y) in the image is expressed as s _i (x , y) (where i is the coil number and 2 ≦ i ≦ N). In the case of FIG. 2D, since the phase encoding step is thinned out twice, the matrix in the phase encoding direction of the thinned image is Y′≡Y / 2. When the coordinates of the image in FIG. 2 (d) are (x, y ′) (1 ≦ y ′ ≦ Y ′), the pixel value s ′ (x, y ′) 208 is two regions 2071 of the original image 207. , 2072 overlap,
[0016]
[Expression 1]

It becomes. Here, a represents a constant. Next, the sensitivity distribution and image of the RF receiving coil will be described. When the two-dimensional sensitivity distribution of the i-th RF receiving coil is c _i (x, y), the received signal s _i (x, y) is expressed as the sensitivity distribution c _i (x, y) of the receiving coil. Product of proton density distribution p (x, y) of the analyte,
[0017]
[Expression 2]

It is represented by Using equation (2), equation (1) is
[0018]
[Equation 3]

[0019]
[Expression 4]

Then, equation (3) is
[0020]
[Equation 5]

It becomes. This can be represented as an N-by-2 matrix,
[0021]
[Formula 6]

It becomes. From this, if the sensitivity distribution C _{ij of the} coil is known, the proton density distribution P _j of the subject can be found by calculating the inverse matrix.
[0022]
Similarly, when shooting at M times normal speed using N coils, Y′≡Y / M, 1 ≦ y ′ ≦ Y ′,
[0023]
[Expression 7]

It becomes. Here, b represents a constant. Since aliasing is removed by inverse matrix calculation, the relationship between the number of coils and the double speed number in the parallel imaging method is mathematically N ≧ M.
[0024]
Usually, in the parallel imaging method, the sensitivity distribution C _ij of each RF receiving coil is acquired by measuring in advance by a pre-measurement or the like. However, it is difficult to directly calculate the sensitivity distribution C _ij , and in general, an image of the body coil for the whole body with a relatively uniform sensitivity distribution is used to divide the images acquired by each RF receiver coil, respectively. Matrix calculation is performed by obtaining a sensitivity distribution of a simple coil.
[0025]
Fig. 7 shows the processing of a general parallel imaging method. In the figure, it is composed of one body coil for the whole body and three multiple RF receiver coils. First, sensitivity distribution calculation processing 7041 to 7043 is performed using the sensitivity image 701 acquired with the body coil for whole body and the sensitivity images 7021 to 7023 acquired with each RF receiving coil, and the sensitivity distributions 7051 to 7053 of each RF receiving coil are performed. Get. As the sensitivity distribution calculation processing 704, the image of the body coil for whole body is set as s _c (x, y), for example,
[0026]
[Equation 8]

There is. Using the sensitivity distributions 7051 to 7053 calculated in this way and the actual measurement images 7031 to 7033 having the aliasing obtained by each RF receiving coil, a matrix is created by the matrix creation process 706 and then the aliasing process is performed by the inverse matrix calculation process 707. An image 708 from which is removed is obtained.
Next, a first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. In the conventional general parallel imaging method, no consideration is given to the low signal region such as the background, but in this embodiment, the low signal region is considered. That is, using the body coil image for the whole body, the mask 102 is created by the mask creation step 101, and the processed mask 104 with improved accuracy is created by the step 103 for mask processing, and the mask is used. The matrix creation processing 105 is configured to be performed. Here, the mask process will be described. FIG. 5 shows the case of triple speed, and the image 501 is the result of overlapping the three

regions

5041, 5042, 5043 of the normal image (FIG. 5B) (where Y′≡Y / 3, 1 ≦ y '≦ Y'). In FIG. 5A, two points of interest A (x _A , y ′ _A ) 502 and B (x _B , y ′ _B ) 503 are provided. At this time, the pixel values of points A and B are overlapped by the regions 5021 to 5023 and 5031 to 5033 in the figure, respectively.
[0027]
[Equation 9]

It becomes. Here, d represents a constant. However, 5021 is the signal of the background part without the subject. When matrix calculation is performed using this signal, the matrix may diverge during the inverse matrix calculation, resulting in bright spot artifacts in the result image. . Therefore, in order to eliminate such influence of the background, a mask m (x, y) 102 as shown in FIG. 5 (c) is used. As the mask creation processing 101 in FIG. 1, for the sensitivity image 701 of the body coil for the whole body, for example, a threshold value is provided, and a pixel whose pixel value is equal to or smaller than the threshold value as shown in FIG. A pixel whose value is greater than or equal to the threshold is defined as a subject region 505. Further, as a threshold setting method, for example, about 1/10 of the maximum pixel value in the image is set as a threshold, or a pixel value histogram 507 in the image as shown in FIG. The threshold value 508 can be set by obtaining. Next, a mask 102 in which the value of the subject region 505 is set to 1, and the value of the background region 506 is set to 0 is obtained by the mask creation 101, for example. Then, mask processing 103 is performed on the obtained mask 102 in order to further improve the accuracy of the mask. Then, a matrix creation process 105 is performed using the processed mask 104 obtained by the mask process 103. As a result, the matrix operation can be performed excluding the background area, thereby eliminating the occurrence of bright spot artifacts.
[0028]
Here, as the mask processing 103, for example, when a structure exists in the subject, the signal of the area is used as it is, so that the mask area is filled by interpolation or is mistakenly taken into an area that is not originally included in the calculation. Processing to remove isolated points is performed.
Further, in the matrix creation process 105 using a mask, a discrimination process for setting each element to 0 is performed so that the background area is not included in the elements of the matrix. For example,
[0029]
[Expression 10]

It is represented by If the background area is set to 0 and the image becomes unnatural, the matrix elements may be processed with a predetermined constant. For example, [0030]
## EQU11 ##

It is represented by Here, Const. Represents an arbitrary constant.
Furthermore, using a discrimination process that sets each element to 0 in the matrix creation process 105 as shown in equation (10) is the product of the sensitivity distribution and the mask,
[0031]
[Expression 12]

Therefore, the discrimination process can be eliminated and the process can be simplified.
Setting some of the matrix elements to “0” as in equation (10) is equivalent to reducing the matrix size of the matrix. In other words, “return state is checked for each pixel, necessary and sufficient matrix size is determined, and necessary and sufficient calculation is performed”. As a result, unnecessary noise is not mixed and the image quality is improved as compared with the prior art. There is also an advantage of shortening the calculation time.
[0032]
In the matrix creation process 105, calculation is performed using the mask 104 after processing, but calculation can also be performed using the mask 102. As a result, the processing flow can be simplified. Although the mask 102 has been described separately for the background region and the subject region, the background region includes not only the background outside the subject region but also a low signal region (for example, a gap) existing in the subject region.
[0033]
Next, a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. In this case, there is no whole body coil image. In this case, an image of the body coil for the whole body necessary for calculating the sensitivity distribution of each RF receiving coil is created by the signal combining process 801. As specific processing of 801, for example, an image s _i (x, y) acquired by each RF receiving coil and an image obtained by applying a low-pass filter to s _i (x, y) are expressed as w _i (x, y). When the synthesized body coil image s' _c (x, y) is
[0034]
[Formula 13]

(Where * is the complex conjugate and || is the absolute value). However, since the sensitive region of the multiple RF receiving coil is narrower than that of a normal coil, the effect of shading may be large in the pseudo body coil image synthesized in this way. Therefore, sensitivity correction processing 802 is performed on the synthesized pseudo body coil image to create a pseudo image 803 without shading, and processing of the parallel imaging method is performed. As the sensitivity correction processing 802, for example, a method of calculating and correcting shading from an image (Japanese Patent Laid-Open No. 7-222724) is used.
[0035]
In this way, by synthesizing the signals of the body coil for the whole body, for example, it is possible to perform the parallel imaging method even in a device that does not have a body coil for the whole body or that cannot be attached or that has a small number of usable coil channels. Become. In addition, even in a device having a body coil for the whole body, only the signal of the multiple RF receiving coil is processed, so that the device configuration, software configuration, and data flow can be simplified. For example, in the hamburger type open MRI, since the sensitivity of the irradiation coil is relatively low, reception by the irradiation coil may not be possible. In addition, even if it can be physically received, adding a receiving component only for the parallel imaging method increases the cost of the MRI apparatus. However, when this embodiment is applied, such disadvantages can be overcome. The calculation of sensitivity distribution can also be applied to multi-slice imaging and 3D imaging. In multi-slice, equation (13) is calculated for each slice. Even in 3D imaging, equation (13) is calculated for each slice.
[0036]
The present invention is not limited to the contents disclosed in the above embodiments, and can take various forms based on the gist of the present invention. In the present embodiment, an example of a parallel imaging method using three multiple RF receiving coils has been shown, but any number of RF receiving coils N can be any number of 2 or more. Further, although the example of the double speed number M = 2, 3 has been shown, the double speed number can be selected within a range of M ≦ N. Furthermore, although the gradient echo sequence is described in the present invention, the parallel imaging method does not depend on the shape of the sequence. For example, it can be applied to SE sequence, FSE sequence, EPI sequence, spiral sequence, SSFP sequence, etc. In addition, when the present invention is applied to three-dimensional measurement, data can be thinned out not only in the phase encoding direction but also in the slice encoding direction to increase the speed. Alternatively, the data can be thinned out by combining the phase encoding direction and the slice direction to increase the speed. Furthermore, when cardiac imaging is performed by applying this algorithm, an image free from bright spot artifacts can be acquired with high temporal resolution.
[0037]
【The invention's effect】
Since the present invention is configured as described above, bright spot artifacts can be eliminated by the parallel imaging method. In addition, a parallel imaging method can be performed even in an apparatus without a body coil for whole body. Furthermore, even in a device having a body coil for the whole body, the parallel imaging method can be performed using only the signal of the multiple RF receiving coil, so that the number of channels used can be reduced, and the device configuration, processing and data flow can be simplified.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram illustrating signal processing according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram for explaining image folding in a parallel imaging method;
FIG. 3 is a diagram showing a receiving unit of an RF coil to which the present invention is applied.
FIG. 4 is a diagram showing an overall configuration of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
FIG. 5 is a diagram illustrating image folding according to the present invention.
FIG. 6 is a diagram for explaining a general gradient echo sequence;
FIG. 7 is a diagram illustrating processing of a conventional parallel imaging method.
FIG. 8 is a diagram illustrating signal processing according to the second embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
601 High-frequency pulse, 602 slice selection gradient magnetic field, 603 phase encoding gradient magnetic field pulse, 604 readout gradient magnetic field pulse, 605 data sample window, 606 echo signal, 607 repetition time interval, 608 image acquisition time, 401 subject, 402 magnet, 403 Gradient field coil, 404 RF coil, 405 RF probe, 406 signal detection unit, 407 signal processing unit, 408 display unit, 409 gradient magnetic field power supply, 410 RF transmission unit, 411 control unit, 412 bed

Claims

Receiving means for receiving a nuclear magnetic resonance signal from a subject with a plurality of RF receiving coils;
Measurement control means for measuring the nuclear magnetic resonance signal by thinning out the k-space encoding step using the receiving means, and obtaining k-space data for each RF receiving coil;
Based on a sensitivity distribution calculation for obtaining sensitivity distribution data for each RF receiver coil using the sensitivity image for each RF receiver coil, and based on a parallel imaging method using k-space data and sensitivity distribution data for each RF receiver coil. An image reconstructing operation for reconstructing the image of the subject by applying an operation;
In a magnetic resonance imaging apparatus comprising:
The sensitivity distribution calculation is performed by synthesizing at least two sensitivity images of the plurality of RF receiving coils to obtain a substantially uniform sensitivity image, and using the substantially uniform sensitivity image, Sensitivity distribution data of at least two RF receiving coils is acquired, a mask for separating a low signal intensity region and a high signal intensity region in the substantially uniform sensitivity image using a predetermined threshold is created, and the sensitivity is obtained using the mask. A magnetic resonance imaging apparatus for converting distribution data .

2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the sensitivity distribution calculation converts the masked data into a predetermined value in the conversion of sensitivity distribution data using the mask .

3. The magnetic resonance according to claim 1, wherein the image reconstruction calculation applies the calculation based on the parallel imaging method only to a high signal intensity region larger than the predetermined threshold in the substantially uniform sensitivity image. Imaging device.

The image reconstruction calculation is performed based on the parallel imaging method using a matrix,
4. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3, wherein the matrix size of the matrix is adjusted so that only the high signal intensity region is reflected .

5. The magnetic resonance imaging according to claim 1, wherein the sensitivity distribution calculation uses a value such that the low signal intensity region becomes a background region of a subject image as the threshold value. 6. apparatus.

The measurement control means measures the sensitivity image echo signal of each coil,
6. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the calculation unit obtains a sensitivity image for each coil using an echo signal for sensitivity image for each coil . 7.