(57)【要約】      （修正有）【課題】ＭＲＩ画像に対し、レトロスペクティブな体動補正を行う場合において、短時間で高精度に体動補正された画像を取得することができ、撮像から画像表示までの時間を短縮する、核磁気共鳴装置を提供する。【解決手段】ＭＲＩ装置の体動補正部２１０は、２以上のチャンネルの受信コイルが受信した信号に基づき、３次元の重み係数を算出する重み係数算出部２１１と、計測信号の３次元周波数空間データ及び３次元の重み係数を、それぞれ、ハイブリッド空間データ及び２次元の重み係数に変換する処理空間変換部２１２と、ハイブリッド空間データと２次元の重み係数との畳み込み積分により、合成信号を算出する合成信号算出部２１３と、ハイブリッド空間データと合成信号とから、ハイブリッド空間における体動発生位置を検出する体動位置検出部２１４と、備える。【選択図】図２
2020130867.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
検査対象に核磁気共鳴を生じさせ、核磁気共鳴信号を計測する核磁気共鳴装置であって、前記核磁気共鳴信号を受信する受信コイルと、前記受信コイルが受信した計測信号を用いて画像を再構成する画像再構成部と、前記計測信号に生じた前記検査対象の動きの影響を補正する体動補正部と、を備え、
前記体動補正部は、
前記受信コイルを構成する２以上のチャンネルの受信コイルが受信した信号に基づき、３次元の重み係数を算出する重み係数算出部と、
前記計測信号の３次元周波数空間データ及び前記３次元の重み係数を、それぞれ、ハイブリッド空間データ及び２次元の重み係数に変換する処理空間変換部と、
前記ハイブリッド空間データと前記２次元の重み係数との畳み込み積分により、合成信号を算出する合成信号算出部と、
前記ハイブリッド空間データと前記合成信号とから、前記ハイブリッド空間における体動発生位置を検出する体動位置検出部と、を備えることを特徴とする核磁気共鳴装置。
【請求項２】
請求項１に記載の核磁気共鳴装置であって、
前記体動補正部は、前記体動位置検出部が検出した、体動発生位置の信号を、前記合成信号の対応する位置の信号値、またはゼロで置換して補正する信号置換部をさらに備え、
前記画像再構成部は、前記信号置換部により補正された計測信号を用いて画像を再構成することを特徴とする核磁気共鳴装置。
【請求項３】
請求項２に記載の核磁気共鳴装置であって、
前記体動補正部は、少なくとも、前記合成信号算出部、前記体動位置検出部、及び、前記信号置換部による処理を繰り返す反復処理部をさらに備え、
前記信号置換部で置換された計測信号を、体動補正の対象とする計測信号として処理を繰り返すことを特徴とする核磁気共鳴装置。
【請求項４】
請求項１に記載の核磁気共鳴装置であって、
前記重み係数算出部は、前記３次元周波数空間データのマトリクスサイズが最小となる方向における前記３次元の重み係数のサイズを、同方向における前記３次元周波数空間データのサイズの１０％以下とすることを特徴とする核磁気共鳴装置。
【請求項５】
請求項１に記載の核磁気共鳴装置であって、
前記処理空間変換部は、前記３次元周波数空間データのマトリクスサイズが最小となる方向に対し１次元フーリエ変換を行うことを特徴とする核磁気共鳴装置。
【請求項６】
請求項１に記載の核磁気共鳴装置であって、
前記処理空間変換部は、前記３次元の重み係数のサイズが最小となる方向のサイズが、同方向における前記３次元周波数空間データのサイズと等しくなるように、前記３次元の重み係数をゼロフィリングした後、同方向に対し１次元フーリエ変換を行うことを特徴とする核磁気共鳴装置。
【請求項７】
請求項１に記載の核磁気共鳴装置であって、
前記体動位置検出部は、前記ハイブリッド空間データと前記合成信号との差分を算出し、前記差分又はその投影が極大値を取る位置を前記体動発生位置とすることを特徴とする核磁気共鳴装置。
【請求項８】
請求項１に記載の核磁気共鳴装置であって、
前記重み係数算出部は、前記２つ以上のチャンネルの受信コイルが受信した計測信号であって、体動補正の対象である計測信号とは異なる計測信号の３次元周波数空間データを用いて、前記３次元の重み係数を算出することを特徴とする核磁気共鳴装置。
【請求項９】
請求項１に記載の核磁気共鳴装置であって、
前記重み係数算出部は、前記２つ以上のチャンネルの受信コイルが受信した計測信号であって、体動補正の対象である計測信号と同じ３次元周波数空間データを用いて、前記３次元の重み係数を算出することを特徴とする核磁気共鳴装置。
【請求項１０】
請求項１に記載の核磁気共鳴装置であって、
前記計測信号の３次元周波数空間データは、周波数空間全体を満たすフルサンプリングデータであることを特徴とする核磁気共鳴装置。
【請求項１１】
請求項１に記載の核磁気共鳴装置であって、
前記計測信号の３次元周波数空間データは、周波数空間を間引いて計測したアンダーサンプリングデータであることを特徴とする核磁気共鳴装置。
【請求項１２】
請求項１に記載の核磁気共鳴装置であって、
前記計測信号の３次元周波数空間データは、周波数空間を位相エンコード方向にインターリーブ状に収集したデータであることを特徴とする核磁気共鳴装置。
【請求項１３】
検査対象に核磁気共鳴を生じさせ、核磁気共鳴信号を計測する核磁気共鳴装置であって、前記核磁気共鳴信号を受信する受信コイルと、前記受信コイルが受信した計測信号を用いて画像を再構成する画像再構成部と、前記計測信号に生じた前記検査対象の動きの影響を補正する体動補正部と、体動補正に関する条件を受付けるユーザインターフェイス部と、を備え、
前記体動補正部は、
前記受信コイルを構成する２以上のチャンネルの受信コイルが受信した信号に基づき、３次元の重み係数を算出する重み係数算出部と、
前記２つ以上のチャンネルの受信コイルが受信した計測信号の３次元周波数空間データ及び前記３次元の重み係数をそれぞれ１次元フーリエ変換し、ハイブリッド空間データ及び２次元の重み係数に変換する処理空間変換部と、
前記ハイブリッド空間データと前記２次元の重み係数との畳み込み積分により、合成信号を算出する合成信号算出部と、
前記ハイブリッド空間データと前記合成信号とから、前記ハイブリッド空間における体動発生位置を検出する体動位置検出部と、を備え、
前記ユーザインターフェイス部が受付けた条件に従い、処理を行うことを特徴とする核磁気共鳴装置。
【請求項１４】
請求項１３に記載の核磁気共鳴装置であって、
前記ユーザインターフェイス部は、前記体動補正に関する条件として前記体動補正処理の有無を受付け、前記体動補正部は、前記ユーザインターフェイス部が受付けた体動補正処理の有無に基づいて体動補正の処理を行うことを特徴とする核磁気共鳴装置。
【請求項１５】
請求項１３に記載の核磁気共鳴装置であって、
前記ユーザインターフェイス部は、前記体動補正に関する条件として前記３次元の重み係数のサイズを受付け、
前記重み係数算出部は、前記ユーザインターフェイス部が受付けたサイズの前記３次元の重み係数を算出することを特徴とする核磁気共鳴装置。
【請求項１６】
請求項１３に記載の核磁気共鳴装置であって、
前記ユーザインターフェイス部は、前記体動補正に関する条件として前記体動補正部における処理の反復回数を受付け、
前記体動補正部は、前記ユーザインターフェイス部が受付けた前記反復回数に従って、体動補正後の計測信号を初期値として、体動補正の処理を反復することを特徴とする核磁気共鳴装置。
【請求項１７】
核磁気共鳴装置に備えられた受信コイルで受信した計測信号の体動補正方法であって、
前記受信コイルを構成する２つ以上のチャンネルの受信コイルが受信した信号に基づき、３次元の重み係数を算出し、
前記計測信号の３次元周波数空間データ及び前記３次元の重み係数をそれぞれ１次元フーリエ変換し、ハイブリッド空間データ及び２次元の重み係数に変換し、
前記ハイブリッド空間データと前記２次元の重み係数との畳み込み積分により、合成信号を算出し、
前記ハイブリッド空間データと前記合成信号とから、前記ハイブリッド空間における体動発生位置を検出し、
前記体動発生位置における前記計測信号を、対応位置の前記合成信号の値またはゼロで置換することを特徴とする体動補正方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は核磁気共鳴装置に係り、特に核磁気共鳴装置を用いた計測中の、検査対象の動き（体動）による計測信号への影響を補正する技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
核磁気共鳴装置は、静磁場内に置かれた検査対象に含まれる原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせて、検査対象から発生する核磁気共鳴信号を収集し、検査対象の内部情報を取得する装置であり、磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）等の医用撮像装置に利用されている。
【０００３】
ＭＲＩ装置は、画像を作成するのに必要な信号を収集するのに比較的長い時間を要するため信号の計測中に検査対象の動き（体動）を生じやすく、動きによって画像の画質が劣化するという問題がある。複数の受信コイルを用いたパラレルイメージングなどの高速撮像方法の開発により、時間の経過に伴う体動の影響は軽減されつつあるが、ＭＲＩ検査は主にヒトなど生体を対象としているため体動をなくすことはできず、画像への影響も避けられない。
【０００４】
このようにＭＲＩ装置における体動補正は古くからの課題であり種々の体動補正手法が提案されている。例えば、周期的な体動については同期撮像や、体動の生じやすい方向について傾斜磁場パルスを制御する方法など撮像時に体動の影響を軽減する技術がある。しかし、これら方法は、周期的な体動のように或程度予測可能な体動には有効であるが、予測できない体動には対応できず、また信号の取得タイミングの制限があり、計測時間が長時間化するという課題もある。これに対し、事後的に体動の影響を補正する方法（レトロスペクティブ補正）も種々提案されている。例えば、特許文献１には、ＧＲＡＰＰＡ（Ｇｅｎｅｒａｌｉｚｅｄ  Ａｕｔｏ−Ｃａｌｉｂｒａｔｉｎｇ  Ｐａｒｔｉａｌｌｙ  Ｐａｒａｌｌｅｌ  Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ）と呼ばれるアルゴリズムを用いて、計測信号の複製信号を作成し、計測信号と複製信号との違いを利用して計測信号における体動位置を検出し、補正する手法が提案されている。ＧＲＡＰＰＡは、複数の受信コイルを用いてアンダーサンプリングするパラレルイメージングにおいて、計測空間（周波数空間）データの欠損部分を補間するためのアルゴリズムで、間引かずに計測した計測空間中心領域のデータと複数の計測信号との畳み込み演算により未計測のデータを算出する。特許文献１では、このＧＲＡＰＰＡを用いて、計測信号から複製信号を算出している。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】米国特許出願公開第２０１１／０３１１１５８号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
特許文献１には、具体的には、二次元の計測空間データに対し体動補正を行う例が開示されている。これを三次元計測データに適用する場合は、例えば、マルチスライスデータであれば、スライス数分の計算が必要となり、画像取得後表示までに少なからず時間がかかる。また３Ｄ計測によるデータの場合には、三次元の重み係数（カーネル）が必要となり、計測データとカーネルとの畳込み演算に長時間を要する。
【０００７】
本発明は、レトロスペクティブな体動補正を行う場合において、短時間で高精度に体動補正された画像を取得することができ、撮像から画像表示までの時間を短縮することを課題とする。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明は、三次元周波数空間の計測データにおける体動発生位置を検出するために、計測データから体動の影響を受けていない合成信号を生成し、合成信号を用いて体動発生位置を検出する。この合成信号の生成において、三次元周波数空間データから求めた重み係数と補正対象の三次元周波数空間データとをハイブリッド空間のデータに変換して、畳込み演算を行う。これにより、時間のかかる畳込み演算に要する時間を短縮し、短時間で体動補正した計測データを取得する。
【０００９】
即ち、本発明の磁気共鳴装置は、検査対象に核磁気共鳴を生じさせ、核磁気共鳴信号を計測する核磁気共鳴装置であって、前記核磁気共鳴信号を受信する受信コイルと、前記受信コイルが受信した計測信号を用いて画像を再構成する画像再構成部と、前記計測信号に生じた前記検査対象の動きの影響を補正する体動補正部と、を備え、前記体動補正部は、前記受信コイルを構成する２以上のチャンネルの受信コイルが受信した信号に基づき、３次元の重み係数を算出する重み係数算出部と、前記計測信号の３次元周波数空間データ及び前記３次元の重み係数を、それぞれ、ハイブリッド空間データ及び２次元の重み係数に変換する処理空間変換部と、前記ハイブリッド空間データと前記２次元の重み係数との畳み込み積分により、合成信号を算出する合成信号算出部と、前記ハイブリッド空間データと前記合成信号とから、前記ハイブリッド空間における体動発生位置を検出する体動位置検出部と、備える。
【００１０】
本発明の核磁気共鳴装置は、体動補正部が、前記体動位置検出部が検出した、体動発生位置の信号を、前記合成信号の対応する位置の信号値、またはゼロで置換して補正する信号置換部をさらに備え、前記画像作成部は、前記信号置換部により補正された計測信号を用いて画像を作成する。
【００１１】
また本発明の核磁気共鳴装置は、体動補正に関する条件を受付けるユーザインターフェイス部を備えることができる。
【発明の効果】
【００１２】
体動補正の処理対象である計測信号の三次元周波数空間及び三次元の重み係数を算出する処理空間と、重み係数を用いた畳込み演算を行う処理空間との間で、処理空間変換処理を行うことにより、体動検出の演算時間を大幅に短縮することができる。それにより撮像から補正後画像の表示までの時間を短縮し、画像取り直しの要否等のユーザ判断を速やかに行わせることができる。また畳込み演算に用いる重み係数は、処理対象の三次元周波数空間データと同じ三次元データとして算出された重み係数を変換したものであるので、精度のよい合成信号を得ることができる。それにより合成信号を基にした体動位置検出の精度、ひいては検出位置に基く体動補正の精度を維持することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】ＭＲＩ装置の全体概要を示す図
【図２】計算機の信号処理系の機能ブロック図
【図３】第一実施形態のＭＲＩ装置における撮像及び体動補正の処理手順を示す図
【図４】第一実施形態のＭＲＩ装置が採用する３Ｄ系パルスシーケンスの一例を示す図
【図５】第一実施形態の体動補正部における体動位置検出の処理手順を示す図
【図６】重み係数（カーネル）に対する処理空間変換を説明する図
【図７】畳込み演算による合成信号の生成を説明する図
【図８】体動位置検出に用いる差分信号のプロファイルを示す図
【図９】第一実施形態の体動補正方法の効果と従来方法の効果との比較を示す表
【図１０】第一実施形態の変形例１におけるインターリーブ計測を示す図
【図１１】第一実施形態の変形例２におけるアンダーサンプリングデータの処理を説明する図
【図１２】第二実施形態の体動補正部における体動位置検出の処理手順を示す図
【図１３】第三実施形態の体動補正部における体動位置検出の処理手順を示す図
【図１４】第四実施形態の計算機の信号処理系の機能ブロック図
【図１５】第四実施形態によるＵＩ画面の一例を示す図
【発明を実施するための形態】
【００１４】
以下、本発明の核磁気共鳴装置の実施形態を、ＭＲＩ装置を例に説明する。図１は、典型的なＭＲＩ装置の全体概要を示す図である。このＭＲＩ装置１００は、大きく分けて撮像系と信号処理・制御系と備え、撮像部は、被検体１０３が置かれる空間に静磁場を発生する静磁場磁石１０１と、静磁場磁石１０１が発生する静磁場に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０２と、傾斜磁場コイル１０２を駆動する傾斜磁場電源１０５と、高周波磁場を照射する送信コイル１０７と、送信コイル１０７を駆動する高周波信号を発生するＲＦ発生部１０６と、ＮＭＲ信号を検出する受信コイル１０８と、受信器１０９と、シーケンサ１０４とを備える。信号処理・制御系は、計算機１１０と、ディスプレイ１１１と、記憶装置１１２と、入力装置１１３とを備える。
【００１５】
受信コイル１０８は、例えば、複数のチャンネルの受信コイルを並べたマルチアレイコイル等の複数チャンネルコイルからなり、各チャンネルがそれぞれ受信器１０９に接続されている。
【００１６】
被検体１０３は生体であり、静磁場磁石１０１の発生する静磁場空間内の寝台（不図示）に載置される。シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５、ＲＦ発生部１０６及び受信器１０９に指令を送り、あらかじめプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。具体的には、傾斜磁場電源１０５とＲＦ発生部１０６に命令を送り、傾斜磁場コイル１０２及び送信コイル１０７から、それぞれ傾斜磁場と高周波磁場を発生させる。また被検体１０３から発生し、受信コイル１０８によって受波されたＮＭＲ信号を所定のサンプリング時間受信するように制御する。
【００１７】
シーケンサ１０４を動作させるプログラムは、パルスシーケンスと呼ばれ、撮像方法によって種々のものが、計算機１１０のメモリ或いは記憶装置１１２に格納されている。パルスシーケンスの種類と、入力装置１１３を介してユーザが設定した撮像条件（撮像パラメータ）とが決まると、シーケンサ１０４を動作させるプログラムである撮像用パルスシーケンスが定まる。本実施形態のＭＲＩ装置では任意のパルスシーケンスが使用可能であるが、三次元の周波数空間データ（以下、３Ｄ−ｋ空間データという）を収集するパルスシーケンスを実行する。
【００１８】
計算機１１０は、メモリとＣＰＵ或いはＧＰＵなどのプロセッサを備え、装置全体の動作を制御するとともに（制御系としての機能）、受信器１０９から送られたＮＭＲ信号を処理し、画像再構成、信号補正などの演算（信号処理系としての機能）を行う。演算に必要なパラメータなどの情報は、計算器１１０に接続された入力装置１１３から入力される。計算機１１０で信号処理を行った結果はディスプレイ１１１に表示される。必要に応じて、記憶装置１１２に信号や演算結果、計測条件などを記憶させることもできる。
【００１９】
計算機１１０の信号処理系の機能ブロック図を図２に示す。図示するように、信号処理系は、核磁気共鳴信号を用いてフーリエ変換等の演算を行い検査対象の画像を作成する画像再構成部２２０と、核磁気共鳴信号或いは画像再構成部２２０が作成した画像データに対し補正等の処理を行う補正部と、を備える。本実施形態においては、補正部は核磁気共鳴信号において、検査対象の動きを生じた位置を検出し、検出した位置の信号を補正する体動補正部２１０を備える。補正部には、体動補正部２１０以外の機能を持たせることも可能であるが、ここでは体動補正部２１０のみを示す。
【００２０】
体動補正部２１０は、重み係数算出部２１１、処理空間変換部２１２、合成信号算出部２１３、体動位置検出部２１４、信号置換部２１５を含み、撮像系で収集したＮＭＲ信号からなる三次元周波数空間データについて、信号収集中に生じた被検体１０３の動き（体動）の位置（前記空間における位置）を検出し、当該位置の信号を補正する。また体動補正部２１０は、処理を反復する場合には、反復処理部２１６などを含んでいてもよい。体動補正部２１０に含まれる各部の機能は後の実施形態において詳述する。なお図１及び図２の実施形態では、体動補正部２１０の処理を計算機１１０が行うものとしているが、体動補正部２１０の処理の一部を、計算機１１０以外の手段、例えば、ＡＳＩＣやＦＰＧＡなどのハードウェアで行うことも可能である。
【００２１】
以下、体動補正を含む本実施形態のＭＲＩ装置の処理の実施形態を説明する。
【００２２】
＜第一実施形態＞
本実施形態は、３Ｄ−ｋ空間をフルサンプリングしたデータを利用して３Ｄの重み係数（以下、３Ｄカーネルという）を算出し、３Ｄ―ｋ空間データ（計測データ）と３Ｄカーネルをハイブリッド空間上で畳込み演算することで合成信号（ハイブリッド空間データ）を作成する。さらにハイブリッド空間で、計測データ（ハイブリッド計測データ）と合成信号との差から計測データにおける体動位置を検出する。
【００２３】
本実施形態における処理の概略を、図３を示す。まず、撮像系を駆動し、３Ｄ−ｋ空間を収集する（Ｓ３１）。次に体動補正部２１０は、計測信号について体動を生じた位置を検出し（Ｓ３２）、その位置の信号を補正する（Ｓ３３）。その後、補正後の計測信号を用いて被検体の画像を再構成し、ディスプレイ１１１に表示させる（Ｓ３４）。
【００２４】
以下、各処理の内容を詳述する。
［撮像ステップ：Ｓ３１］
公知の三次元画像データを取得するパルスシーケンスを実行する。三次元画像データを取得するパルスシーケンスには、所定のスライス（断面）を励起し、スライスから信号を取得する２Ｄ系のパルススーケンスを複数のスライスについて実行するマルチスライスシーケンスと、所定のボリュームを一度に励起し、そのボリュームから信号を取得する３Ｄ系のパルスシーケンスがあり、いずれを採用してもよい。またスピンエコー系、グラディエントエコー系のいずれでもよい。但し、後述する体動補正処理は、３Ｄ−ｋ空間のデータを対象とする。
【００２５】
３Ｄ系パルスシーケンスの一例を図４に示す。図４において、ＲＦ、Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｆはそれぞれ高周波磁場、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場を表わす。横軸は時間である。このパルスシーケンス４００は、スピンエコー系のパルスシーケンス（ＦＳＥシーケンス）であり、励起用のＲＦパルス４１１をスライス選択傾斜磁場パルス４１２と同時に照射し、被検体１０３の特定のスライスのスピンを励起する。続いてエコー信号に位相エンコードするための位相エンコード傾斜磁場４１３および４１４を印加し、スピンを反転させるためのＲＦパルス４１５を照射する。その後、ＲＦパルス４１１照射から時間ＴＥ後に、読み出し傾斜磁場４１６を印加してエコー信号４１７を計測する。その後、位相エンコード傾斜磁場４１３および４１４の印加量を変化させながら、間隔ＴＥで反転用ＲＦパルス４１５を繰り返し印加し、反転用ＲＦパルス４１５からＴＥ／２でエコー信号４１７を計測する。位相エンコード傾斜磁場４１３および４１４の印加量の変化のさせ方（スキャン方法）によってｋ空間のトラジェクトリーは異なるが、本実施形態では特に限定されない。また１回の励起で一方の位相エンコードの信号を全て収集してもよいし、複数回に分けて計測してもよい。最終的にあらかじめ設定した所望のｋ空間領域をすべて充填するまでエコー信号を計測する。
【００２６】
このような３Ｄ系パルスシーケンスで取得した各エコー信号は、周波数エンコード方向、位相エンコード方向及びスライスエンコード方向を軸とする３Ｄ−ｋ空間（ｋｘ、ｋｙ、ｋｚ）において、そのエコー信号を取得したときのサンプリング時間、位相エンコード量及びスライスエンコード量に対応する位置に配置される。このような３Ｄ−ｋ空間データは、受信コイル１０８を構成する小型ＲＦ受信コイル（チャンネル）毎に得られる。
【００２７】
［体動位置検出ステップ：Ｓ３２］
一般にエコー信号のサンプリング時間は極めて短く、位相エンコード方向の一ラインのデータは被検体の動き（体動）の影響をほとんど受けないが、隣接する位相エンコード間及びスライスエンコード間は、エコー時間やパルスシーケンスの繰り返しＴＲの時間差があるため、その間に被検体の動き（体動）を生じる可能性があり、その場合体動の影響を受ける。本ステップＳ３２では、このような体動を生じているライン（例えば、位相エンコード方向のライン）を検出する。
【００２８】
体動位置検出ステップＳ３２の詳細を、図５を参照して説明する。
まずカーネル算出部２１１が、３Ｄ−ｋ空間データから、合成信号を作成するために用いる３次元の重み係数（３Ｄ−カーネル）を算出する（Ｓ５０１）。３Ｄ−カーネルは、各チャンネルの受信コイルが受信した３Ｄ−ｋ空間データのｋ空間中心付近のデータ（参照データ）を用いて、以下のように算出することができる。
【００２９】
例えば一つのチャンネルのＲＦ受信コイルで受信した３Ｄ−ｋ空間データ中のある位置ｒ（ｉ，ｊ，ｋ）の信号をＳｒとし、Ｓｒを中心とする所定サイズの領域内の各チャンネルのＲＦ受信コイルの受信信号をＡ(r,ｍ)（ｍはＲＦコイルチャンネルを識別する番号）（Ｓｒを除く）とすると、所定サイズの３−Ｄカーネルβとの畳込み積分によって得られるＡ(r,ｍ)の合成信号Ｓｒｇは、次式（１）で表すことができる。
【００３０】
【数１】
2020130867.tif 000003
この式を用いて、ＳｒｇとＡ(r,ｍ)とが差が最小となる重み係数βを、次式（２）により最小二乗法により算出する。
【００３１】
【数２】
2020130867.tif 000004
式中、太字のＳｒ、Ａ、βはそれぞれ行列である。
【００３２】
３Ｄ−カーネルのサイズは、一次元フーリエ変換した方向（スライスエンコード方向）のカーネルサイズが大きすぎると、高周波成分の影響で体動アーチファクトの低減効果が劣化するので、スライスエンコード方向（３Ｄ−ｋ空間データのマトリクスサイズが最小となる方向）における３Ｄ−カーネルのサイズが、同方向における３Ｄ−ｋ空間データのサイズの１０％以下となるようにする。一例として、ｆを周波数方向のサイズ、ｐを位相エンコード方向のサイズ、ｓをスライスエンコード方向のサイズとしたとき、［ｆ，ｐ，ｓ］を［５，３，１］、［５，３，３］、［５，３，５］などとする。
【００３３】
なお３Ｄ−カーネルβの算出方法は、上述した方法に限定されず、例えば、参照データを用いる場合に参照データ取得時の体動の影響を排除するために参照データを補正した後にカーネルを算出してもよい。
【００３４】
３Ｄ−カーネルを算出したならば、処理空間変換部２１２が、小型ＲＦ受信コイルが受信した３Ｄ−ｋ空間データ（ｋｘ、ｋｙ、ｋｚ）を所定の方向（ｚ方向）に１次元フーリエ変換し、ハイブリッド空間データ（ｋｘ、ｋｙ、ｚ）とする（Ｓ５０２）。１次元フーリエ変換を施す方向は、３Ｄ−ｋ空間データのマトリクスサイズが最小となる方向であることが好ましい。ここではｚ方向はスライス方向とする。
【００３５】
また処理空間変換部２１２は、３Ｄ−カーネルを２Ｄ−カーネル（２次元の重み係数）に変換する（Ｓ５０３）。３Ｄ−カーネルを２Ｄ−カーネルに変換する手法の一例を、図６を参照して説明する。ステップＳ５０１で算出した３Ｄ−カーネル６１０のサイズは、ｋ空間の中心を含む狭い領域のデータを用いて算出しているため、図６の左端に示すように、例えばｋｚ方向のサイズが小さい。３Ｄ−カーネル６１０に対し、ｋｚ方向についてゼロフィリングを行い（図６：中央）、ｋｚ方向のサイズを、３Ｄ−ｋ空間データのマトリクスサイズに対応するサイズにする。このゼロフィリング後の３Ｄ−カーネル６２０を１次元フーリエ変換し、所望のサイズの２Ｄ−カーネル６３０を得る。
【００３６】
次に、合成信号算出部２１３が、ハイブリッド空間に変換された計測信号Ｓｈ（ｋｘ,ｋｙ,ｚ）に対し、各ｚ位置のデータごとに、２Ｄ−カーネルを用いて、式（３）により畳込み積分を行い、新たな合成信号を作成する（Ｓ５０４）。
【数３】
2020130867.tif 000005
式中、太字のＳｇ、Ｂ、Ｓｈは、それぞれ行列であり、合成信号、２−Ｄカーネル、及び計測信号を示す。
【００３７】
この処理は２Ｄ−データに対する畳込み演算であるため、３Ｄ−データの畳込み演算に比べ短時間で行うことができる。図７に、計測信号から畳込み積分により合成信号を得る処理を示す。図中、斜線で示すラインが計測時に体動を生じたラインである。このライン上の信号は、自分自身を含まない周囲の信号値を用いて合成されるので、体動の影響が大幅に低減されている。
【００３８】
このステップＳ５０１〜Ｓ５０４までの処理を各チャンネルの３Ｄ−ｋ空間データに対し行い、チャンネル毎に合成信号を得る（Ｓ５０５）。
【００３９】
次に体動位置検出部２１４が、ハイブリッド空間の合成信号Ｓｇと計測信号のハイブリッド空間データ（ｋｘ、ｋｙ、ｚ）との差から、体動位置を検出する（Ｓ５０６）。合成信号Ｓｇ（ｋｘ、ｋｙ、ｚ）は、前述のとおり複数の信号をカーネルにより畳込み積分して求めたものであるため、体動の影響が低減されたデータである。従って合成信号Ｓｇとの差分を取ることにより、体動の影響を取り出すことができる。
【００４０】
具体的には、スライス毎に、合成信号と計測信号との差分信号を位相エンコード軸に投影し、投影プロファイル上の極大値を求める。差分信号ｐは、次式（４）により求めることができる。
【数４】
2020130867.tif 000006
【００４１】
式（４）において、lは受信コイルのチャンネル、kyは周波数空間における周波数エンコード軸を表す。図８は、差分信号を位相エンコード軸に投影した投影プロファイルの一例を示す図であり、図中、横軸は位相エンコード、縦軸は差分信号の強さを表す任意単位である。図８に示すように体動が生じたラインでは差分信号のピークが現われる。体動位置検出部２１４は、この差分信号の投影プロファイルに対し、極大値検索を行う。極大値検索は、公知の検索手法を採用することができるが、信号強度は、ｋ空間或いはハイブリッド空間において、その中心と端部とでは異なるので、一律の閾値を用いて体動に起因するピークを判定するのではなく、局所領域（点線で囲って示す領域）における最大値を判定し、最大値と判定された位置を体動位置として検出する（Ｓ５０７）。また極大値検索に先立って、投影プロファイルに対し、移動平均フィルタやウェブレットフィルタ等のフィルタ処理を行ってもよい。
【００４２】
なおステップＳ５０６では、チャンネル毎に得た合成信号と計測信号とを用いて、その差分信号から体動位置を検出してもよいし、チャンネル毎に得た差分信号を積算して体動位置を検出してもよい。
【００４３】
以上のステップＳ５０１〜Ｓ５０７で、図３のステップＳ３２が完了する。
【００４４】
［Ｓ３３、Ｓ３４］
体動補正部２１０は、最後に信号置換部２１５が、検出された体動位置（位相エンコード位置）の信号（ラインデータ）を、体動の影響を含まない信号に置き換える（Ｓ３３）。体動の影響を含まない信号として、例えば、ステップＳ３２３で算出した合成信号の対応する位置の信号を用いることができる。或いはゼロで置換してもよい。
【００４５】
画像再構成部２２０は、体動補正されたハイブリッド空間データをさらにフーリエ変換することにより３Ｄ−画像データを形成する（Ｓ３４）。
【００４６】
以上、説明したように、本実施形態によれば、計測信号及び３Ｄ−重み係数を算出した３Ｄ−周波数空間に対し、次元を下げた処理空間で体動位置の検出と体動補正を行うので、体動位置検出の精度を高く保ちながら演算速度を高速化することができる。その結果、核磁気共鳴信号の計測から体動補正された画像の表示までの時間を短縮することができる。
【００４７】
また本実施形態によれば、３Ｄ−重み係数の空間変換において所望のサイズを得ることができ、カーネルサイズの最適化を行いやすい。
【００４８】
図９に、ＦＳＥ法で脳を撮像して得た計測データを用いて、従来法（ＧＲＡＰＰＡ法を用いた体動）及び本実施形態の方法で体動補正を行った場合の効果を比較した表を示す。本実施形態は、重み係数（カーネル）のサイズが異なる２つの実施例、［５，３，１］とした場合（実施例１）及び［５，３，３］とした場合（実施例２）、の結果を示す。
【００４９】
補正による画質向上の効果は、補正後の画像（Ｃｏｒ）と、体動の影響を含まない画像（参照画像Ｒｅｆ）との類似度ＮＣＣ（Ｎｏｍａｒｌｉｚｅｄ  Ｃｒｏｓｓ−Ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ）及び残差ＲＭＳＥ（Ｒｏｏｔ  Ｍｅａｎ  Ｓｑｕａｒｅｄ  Ｅｒｒｏｒを、それぞれ次式（５）、（６）で算出し、確認した。
【数５】
2020130867.tif 000007
【数６】
2020130867.tif 000008
【００５０】
表からわかるように、本実施形態の方法は、従来法に比べ大幅に計算時間を短縮することができ、しかも従来法と同様の画質向上効果が達成でき、実施例１においては従来法よりもＲＭＳＥが向上した。また実施例１及び実施例２の比較から、ｚ方向（３次元周波数空間データのマトリクスサイズが最小となる方向）の重み係数のサイズが画質向上効果に影響することがわかった。
【００５１】
＜変形例１＞
第一実施形態では、撮像部による３Ｄ−パルスシーケンスを用いた撮像において、エコー信号（図４：４１７）のスキャン方法は特に問わないこととしたが、本変形例は、エコー信号のスキャン方法を特定することで、体動位置検出の精度を向上する。
【００５２】
第一実施形態による体動補正処理では、連続する位相エンコードラインが体動の影響を受ける場合、体動位置を誤検出する場合がある。本実施形態では、連続する位相エンコードラインが影響を受けることを防止するため、例えば、インターリーブ計測を行い３Ｄ−ｋ空間データを収集する。図１０は、インターリーブ計測による周波数計測空間データのスキャン方法を示す図である。インターリーブ計測では、位相エンコードラインを２つ以上に分割し、交互に信号の取得を行う。たとえば分割数が２の場合、奇数番目の位相エンコードライン1001，1002，1003，…を先にスキャンした後、偶数番目の位相エンコードライン1008，1009，1010，…をスキャンし、ｋ空間全体を充填する信号1000を取得する。偶数番目の位相エンコードラインを先にスキャンした後，奇数番目の位相エンコードラインをスキャンしても良い。
【００５３】
体動位置検出のために用いる合成信号は、ある位置の信号の周囲の信号を、重み係数を用いて畳込み演算することで得られるが、このようにインターリーブ計測を用いて体動の影響を受ける位相エンコードラインを分散させることにより、体動の影響が、複数の位相エンコードライン分の計測期間に渡って継続する場合でも、体動位置の誤検出を防止することができる。
【００５４】
＜変形例２＞
第一実施形態では、撮像部が３Ｄ−ｋ空間データの全点のデータを計測する場合（フルサンプリング）を説明したが、３Ｄ−ｋ空間データとして、例えば位相エンコード方向のラインデータを間引いて計測してよもい。この場合、体動補正部２１０による処理は、図１１に示すように、アンダーサンプリングされた３Ｄ−ｋ空間データ１１００（計測ライン：１１１１〜１１１７）のサイズを、未計測ラインを除いたサイズとして、それ以外は第一実施形態と同様に行えばよい。その場合、体動補正の対象である計測信号とは異なるフルサンプリングの計測信号を用いて、３Ｄ−カーネルを算出し、ハイブリッド空間で合成信号の演算及び体動位置の検出を行う。あるいは、カーネル算出に用いるk空間の中心領域のみフルサンプリングを行って、この領域の信号から３Ｄ−カーネルを算出し、ハイブリッド空間で合成信号の演算及び体動位置の検出を行う。これにより体動補正されたアンダーサンプリングデータが得られる。
【００５５】
画像再構成部２２０は、公知のパラレルイメージング（ＰＩ）のアルゴリズム、例えば、ＧＲＡＰＰＡやＳＥＮＳＥなどに基き、ｋ空間上で或いは再構成後の画像空間上で、折り返しを展開した画像を再構成する。なお体動補正の際に算出した３Ｄ−カーネルは、受信コイルを構成する各チャンネルのＲＦ受信コイルの感度情報に基くものであるので、各チャンネルのＲＦ受信コイルの感度情報を用いてｋ空間上で未計測ラインを推定するＰＩアルゴリズムを採用する場合には、体動補正用の３Ｄ−カーネル算出に用いたデータを利用して、ＰＩアルゴリズム用のカーネルまたは感度分布を算出することも可能である。
【００５６】
＜第二実施形態＞
本実施形態でも、計測信号及び３Ｄ−重み係数を算出した処理空間と異なるた処理空間で体動位置の検出と体動補正を行うことは第一実施形態と同様であるが、本実施形態では、体動補正部における処理（図５）を繰り返し実行する。本実施形態では、図２に示す体動補正部２１０は、機能部として反復処理部２１６が追加される。繰り返し処理する場合のフローを図１２に示す。図１２において、図５と同じ処理は同じ符号で示し、重複する説明は省略する。
【００５７】
図１４に示すように、体動補正部２１０は３Ｄ−カーネル算出（Ｓ５０１）、処理空間変換（Ｓ５０２、Ｓ５０３）、合成信号算出（Ｓ５０４）、体動検出及び信号置換（Ｓ５０６、Ｓ５０７）を行い、信号置換を行って体動補正した計測信号データ（ハイブリッド空間データ）を一次元逆フーリエ変換して３Ｄ−ｋ空間データとした後、体動補正部２１０の入力とする（Ｓ５０８）。即ち、信号置換部２１５の出力（体動補正後の計測データ）を用いて、３Ｄ−カーネル算出部２１１は３Ｄ−カーネルを算出し、処理空間変換部２１２は、体動補正後の計測データに対し、ハイブリッド空間への変換を行う。その後、Ｓ５０３〜Ｓ５０７の処理を繰り返す。
【００５８】
反復処理部２１６は、繰り返しの終了を判定する。反復処理部２１６は、補正前画像における体動の程度を表す評価関数（評価指標）を設定し、その値が所定の閾値以下になった時点で完了することができる。例えば、補正前画像の周波数方向プロファイルの標準偏差を求め、体動アーチファクトが発生する画像端部領域の標準偏差の和を評価指標とする。被検体が存在しない端部領域は体動がなければ、信号値はゼロでありフラットであるが、体動があると体動アーチファクトに起因する信号値の起伏が現われる。従ってこの端部領域の標準偏差を指標とすることで体動の有無を判定することができる。体動は、通常、画像の全スライスのうち一部のスライスに生じているので、この値（端部領域の標準偏差）の全スライスの平均値に所定の係数を乗じたものを閾値とする。そして、補正後の各スライスの評価指標（画像端部領域の標準偏差の和）が閾値よりも小さい場合に処理を完了する。
【００５９】
繰り返し終了の判定は、上述した閾値を用いた判定に限定されず、例えば処理の時間短縮を優先するか精度を優先するかに応じて、予め所定の反復回数を決めておいてもよい。また反復回数について、或いは処理の優先度について、ユーザの指定を受付けてもよい。
【００６０】
本実施形態によれば、体動補正処理を繰り返すことで、体動補正の精度を高めることができる。
【００６１】
＜変形例３＞
第一実施形態及び第二実施形態では、信号置換部２１５が、計測信号において体動が検出されたラインの信号を合成信号或いはゼロで置換したが、体動の程度によっては、置換せずに再計測を促す表示を行ってもよい。
【００６２】
この場合には、体動補正部２１０は体動の程度を評価する評価部（不図示）を備える。体動の程度としては、上述した第二実施形態の反復処理部２１６の評価指標を用いることができ、評価指標が予め設定した閾値を越える場合に、体動補正（信号置換）を行うことなく、再計測が必要である旨の表示をディスプレイ等に表示させる。この場合の閾値としては、例えば、全スライスの評価指標のうち最大値に所定の係数を乗じたものを用いる。
【００６３】
また変形例１による繰り返し処理を行う場合において、ｎ回目の処理後に算出した評価指標とｎ＋１回目の処理後の評価指標とを比較し、変化がない場合に、再計測を促してもよい。
【００６４】
＜第三実施形態＞
本実施形態でも、計測信号及び３Ｄ−カーネルを算出した処理空間と異なる処理空間で体動位置の検出と体動補正を行うことは第一実施形態と同様であるが、第一実施形態では、３Ｄ−カーネルを算出するのに用いた３Ｄ−ｋ空間データ（第１の３Ｄ−ｋ空間データ）が、体動補正の対象である３Ｄ−ｋ空間データであったのに対し、本実施形態では、体動補正の対象である３Ｄ−空間データ（第２の３Ｄ−ｋ空間データ）とは異なるスキャンで得た３Ｄ−ｋ空間データを用いる。このような３Ｄ−ｋ空間データとして、例えば、同じ被検体の計測データであって、マルチコイルの感度補正のために収集したコイル感度マップやその他のプリスキャンデータなどを用いることができる。
【００６５】
本実施形態の処理を図１３に示す。図１３において図１２に示す処理と同じ処理は同一符号で示し、重複する説明は省略する。また図１３は、第二実施形態（図１２）と同様に処理の繰り返しを行う場合を示しているが、本実施形態は処理を繰り返さない場合（図５）にも適用することができる。図１３に示すように、本実施形態においてもステップＳ５０１〜Ｓ５０９の処理を実行するが、ステップＳ５０１及びＳ５０３の処理は、事前計測した３Ｄ−ｋ空間データ（第１の３Ｄ−ｋ空間データ）を用いて行うことができ、一連の処理Ｓ５０２、Ｓ５０４〜Ｓ５０９とは別に、例えば事前に行うことができる。
【００６６】
ステップＳ５０１、Ｓ５０３では、第一実施形態と同様に、例えばある位置の信号とその周囲の信号とを用いて、前掲の式（２）を解くことによりカーネルを算出し、また、体動補正処理対象となる３Ｄ−ｋ空間データのマトリクスに対応してカーネルのサイズを調整し（ゼロフィリングし）、２Ｄカーネルに変換する。
【００６７】
本発明によれば、体動補正処理対象のデータとは異なるスキャンのデータを用いることで、カーネル算出において体動影響を回避することができる。
また本実施形態によれば、カーネル算出とカーネルの処理空間変換の処理を、３Ｄ−ｋ空間データの体動補正処理から切り離しておくことができるので、体動補正のための一連の処理の演算速度をさらに高速化することができる。また第二実施形態のように処理を繰り返す場合にも、ステップＳ５０１とＳ５０３の処理を含まないので高速の演算が可能になる。
【００６８】
＜第四実施形態＞
本実施形態は、第一〜第三実施形態の体動補正を行う際のユーザインターフェイス（ＵＩ）に関わる。
【００６９】
第一〜第三実施形態では、体動補正部において、撮像部が取得した３Ｄ−ｋ空間データを受け取り、それに対する重み係数である３Ｄ−カーネルを算出し、ハイブリッド空間において、体動位置を検出することを説明したが、３Ｄ−カーネルのサイズや、体動位置を算出するための演算（例えば、図１２や図１３に示す処理）の反復回数など条件によって、精度や処理時間が異なる。本実施形態では、計算機１１０がこれらの条件をユーザが設定するためのインターフェイスを備えることが特徴である。
【００７０】
ＵＩの機能が追加された、本実施形態の計算機１１０の機能ブロック図を図１４に、またＵＩを表示する表示画面の一例を図１５に示す。図１４に示すように、本実施形態の計算機１１０は、体動補正部２１０、画像再構成部２２０のほかに、ＵＩ部２３０を備える。体動補正部２１０及び画像再構成部２２０の機能は、上述した第一〜第三実施形態と同様である。
【００７１】
ＵＩ部２３０は、ディスプレイ１１１にユーザの入力を受付けるための画面（ＧＵＩ）を表示させるとともに、ユーザ操作に基く入力装置１１３からの条件等の入力を受付け、入力された条件等を体動補正部２１０に設定する。具体的には、図１５に示すように、ユーザが撮像条件等を設定する設定用画面１５００には、撮像法やオーダリング（スキャン方法）を選択し、選択された撮像方法における撮像パラメータを設定するための撮像条件設定部１５１０と、体動補正のためのパラメータを設定する体動補正パラメータ設定部１５２０とが設けられる。撮像条件設定部１５１０は、一般的なＭＲＩ装置の設定用画面と同様であるが、ここでは特に体動補正に与えるスキャン方法の影響を考慮して、オーダリングのユーザ設定が可能になっている。例えば、第一実施形態の変形例１で説明したようなインターリーブ計測を指定できるようになっている。
【００７２】
体動補正パラメータ設定部１５２０には、体動補正を行うか否かを選択するＯＮ／ＯＦＦボタン１５２１、体動補正演算の反復回数を設定する入力ボックス１５２２、３Ｄ−カーネルのサイズを設定する入力ボックス１５２３〜１５２５が設けられている。例えば体動の影響がほとんど無視できるような四肢や頭部の撮像の場合には、体動補正をＯＦＦにし、撮像から画像表示までの時間の短縮を図ることができる。
【００７３】
反復回数については、多いほど補正の精度は高くなるが、演算時間も長く、S/Nも劣化する。また第二実施形態で説明したように、体動の指標に基いて反復回数を決定した場合、演算時間の予測が難しいが、ユーザは精度優先か時間優先かに応じて、反復回数を設定することで、処理の自由度が増す。またカーネルサイズについては、推奨される値をデフォルトで設定しておき、ユーザが画質を見て設定してもよい。例えば、カーネルサイズを異ならせて複数の処理を行い、最もよい結果画像を選択することも可能になる。
【００７４】
本実施形態によれば、体動補正にかかる条件をユーザ設定可能にしたことにより、検査に求められる優先項目に応じて最適な処理を行うことができる。また事後的な解析も行うことができる。
【００７５】
なお、図１５に示す画面は一例であって、例えばボタンやボックス等のＧＵＩ１５２１〜１５２５の全てを含む必要はなく、その一部であってもよいし、例示されるボックス以外のＧＵＩを含んでいてもよい。
【００７６】
以上、本発明の核磁気共鳴装置の実施形態を説明したが、本発明の各実施形態やその変形例として説明した各要素の機能や構成あるいは演算手法は、矛盾しない限り組み合わせることが可能であり、そのような組み合わせも本発明に包含される。
【符号の説明】
【００７７】
１０１：静磁場磁石、１０２：傾斜磁場コイル、１０４：シーケンサ、１０７：送信コイル、１０８：受信コイル、１１０：計算機、１１１：表示装置（ディスプレイ）、１１２：記憶装置、１１３：入力装置、２１０：体動補正部、２１１：重み係数算出部、２１２：処理空間変換部、２１３：合成信号算出部、２１４：体動位置検出部、２１５：信号置換部、２１６：反復処理部、２２０：画像再構成部、２３０：ユーザインターフェイス部
【図１】
2020130867.tif 000009
【図２】
2020130867.tif 000010
【図３】
2020130867.tif 000011
【図４】
2020130867.tif 000012
【図５】
2020130867.tif 000013
【図６】
2020130867.tif 000014
【図７】
2020130867.tif 000015
【図８】
2020130867.tif 000016
【図９】
2020130867.tif 000017
【図１０】
2020130867.tif 000018
【図１１】
2020130867.tif 000019
【図１２】
2020130867.tif 000020
【図１３】
2020130867.tif 000021
【図１４】
2020130867.tif 000022
【図１５】
2020130867.tif 000023