專利名稱：磁共振成像裝置及磁共振成像方法
技術領域：
本發(fā)明涉及一種利用拉莫爾頻率的高頻(RF: radio frequency,射頻) 信號通過磁的方式激勵被檢測體的原子核自旋，根據(jù)伴隨該激勵而發(fā)生的 核磁共振(NMR: nuclear magnetic resonance)信號來重建圖像的磁共振成 像(MRI: Magnetic Resonance Imaging)裝置及磁共振成像方法，特別涉 及到能夠?qū)嵤┮匝餍畔橛|發(fā)來獲得血流像的MRA (Magnetic Resonance Angiography:磁共振血管成像)的磁共振成像裝置及磁共振成 像方法。
背景技術：
磁共振成像是一種攝像法，利用拉莫爾頻率的RP信號通過磁的方式激 勵處于靜磁場中的被檢測體的原子核自旋，根據(jù)伴隨該激勵而發(fā)生的MR 信號來重建圖像。
在該磁共振成像的領域中，作為獲得血流像的方法，MRA已為眾所周 知。MRA之中，不使用造影劑的方法被稱為非造影MRA。就非造影MRA 而言，人們研發(fā)出一種FBI (Fresh Blood Imaging:新鮮血液成像)法(例 如參見日本國特開2000-5144號公報)，該FBI法通過進行ECG (electro cardiogram:心電圖)同步，捕捉從心臟搏出的流速快的血流從而良好地描 繪血管。FBI法是按SE (spin echo:自旋回波)類的序列執(zhí)行3維掃描， 獲得血管像來作為橫向弛豫(T2)增強圖像的攝像法。
再者，作為與FBI并用的技術，人們研發(fā)出一種用來測量適當?shù)男碾?同步的延遲時間的ECG-prep這樣的技術(例如參見美國專利第6144201號 說明書)。ECG-prep為，在成像用的FBI掃描之前，為了預先良好地拍攝 血管圖像，作為用來決定適當?shù)男碾娡降难舆t時間的預備掃描而執(zhí)行 ECG-prep掃描，按由ECG-prep掃描所決定的ECG延遲時間來執(zhí)行FBI掃 描。ECG-prep掃描是通過以ECG信號的R波為觸發(fā)使從觸發(fā)開始的延遲時間逐漸變化，進行數(shù)據(jù)收集，從而來獲得時相相互不同的多個血管圖像
的預掃描。通過從由該ECG-prep掃描得到的多個血管圖像選擇血管部分亮 度較高的時相的血管圖像，就可以決定FBI掃描中的ECG延遲時間。
另一方面，作為非造影MRA的別的方法，PC (phase contrast:相位對 比)MRA法已為眾所周知(例如參見日本國特開昭63-230157號公報)。 PCMRA法也被稱為PS (phase shift:相移)MRA法，是一種根據(jù)自旋的 相位信息將血流圖像化的攝像法。更具體而言，在PCMRA法中，利用在 施加了 bipolar梯度磁場時，靜止的自旋的相位在梯度磁場的施加前后不產(chǎn) 生變化、而血流內(nèi)運動著的自旋的相位在梯度磁場的施加前后產(chǎn)生位移這 一現(xiàn)象，而有選擇地只將運動著的自旋圖像化。在梯度磁場施加后產(chǎn)生的 自旋的相位偏移，依賴于所施加的梯度磁場的強度和施加時間以及自旋的 速度。也就是說，自旋的相位成為梯度磁場的強度、施加時間及自旋速度 的函數(shù)。因此，可以根據(jù)自旋的相位信息計算血流速度及血流方向。
作為其他的非造影MRA技術，TOF (time of flight:飛行時間)法已 為眾所周知，該TOF法對作為目標的血流施加飽和脈沖，利用流入(inflow) 效應，將流入攝像剖面的飽和后的血液信號圖像化。在PCMRA法或TOF 法中，按FE (fieldecho:場回波)類的序列，獲得血管像來作為縱向弛豫 (Tl)增強圖像。
但是，就以往伴隨ECG同步的MRA而言，要在成像掃描的執(zhí)行前通 過ECG-prep掃描的執(zhí)行或其他的手段來決定適當?shù)难舆t時間。因而，在決 定出延遲時間時的被檢測體狀態(tài)和成像掃描執(zhí)行中的被檢測體狀態(tài)不同的 情況下，存在適當?shù)难舆t時間也發(fā)生變化的可能性。而且，在適當?shù)难舆t 時間在ECG-prep掃描的執(zhí)行時和成像掃描的執(zhí)行時不同的情況下，導致按 通過ECG-prep掃描的執(zhí)行而決定的不適當?shù)难舆t時間來執(zhí)行成像掃描。因 此，存在按不適當?shù)亩〞r收集數(shù)據(jù)，無法以穩(wěn)定的圖像質(zhì)量或?qū)Ρ榷全@得 血管像這樣的問題。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明是為了應對這種以往的狀況而做出的，其目的為提供一種磁共 振成像裝置及磁共振成像方法，能夠按適于成像掃描執(zhí)行中的被檢測體狀態(tài)的定時進行數(shù)據(jù)收集，獲得更為穩(wěn)定的血管圖像。
為了達到上述目的，本發(fā)明所涉及的磁共振成像裝置具備觸發(fā)生成 單元，通過從被檢測體收集磁共振信號來取得上述被檢測體的血流信息， 根據(jù)上述血流信息來生成觸發(fā)；血流圖像生成單元，利用上述觸發(fā)從上述 被檢測體收集成像數(shù)據(jù)，使用上述成像數(shù)據(jù)來生成血流圖像數(shù)據(jù)；以及控 制單元，進行交替重復執(zhí)行用來取得上述血流信息的探針序列和用來收集 上述成像數(shù)據(jù)的成像序列的控制。
另外，為了達到上述目的，本發(fā)明所涉及的磁共振成像方法具有觸 發(fā)生成步驟，通過從被檢測體收集磁共振信號來取得上述被檢測體的血流 信息，根據(jù)上述血流信息來生成觸發(fā)；血流圖像數(shù)據(jù)生成步驟，利用上述 觸發(fā)從上述被檢測體收集成像數(shù)據(jù)，使用上述成像數(shù)據(jù)來生成血流圖像數(shù) 據(jù)；以及控制步驟，進行交替重復執(zhí)行用來取得上述血流信息的探針序列 和用來收集上述成像數(shù)據(jù)的成像序列的控制。
在本發(fā)明所涉及的磁共振成像裝置及磁共振成像方法中，可以按適于 成像掃描執(zhí)行中的被檢測體狀態(tài)的定時進行數(shù)據(jù)收集，獲得更加穩(wěn)定的血 管圖像。


圖1是表示本發(fā)明所涉及的磁共振成像裝置實施方式的結(jié)構圖。 圖2是表示圖1所示的RF線圈詳細結(jié)構一例的附圖。 圖3是表示圖2所示的被檢測體體表一側(cè)所設置的線圈元件配置例的 附圖。
圖4是表示圖2所示的被檢測體背面一側(cè)所設置的線圈元件配置例的 附圖。
圖5是圖1所示的計算機的功能框圖。
圖6是表示基于在圖5所示的攝像條件設定部中設定的探針序列及成 像序列的預掃描及成像掃描執(zhí)行步驟的附圖。
圖7是表示圖6所示的探針序列及成像序列的數(shù)據(jù)收集區(qū)域一例的附圖。
圖8是表示基于在圖5所示的攝像條件設定部中設定的探針序列及成
8像序列的預掃描及成像掃描執(zhí)行步驟的其他例的附圖。
圖9是表示基于在圖5所示的攝像條件設定部中設定的探針序列及成 像序列的預掃描及成像掃描執(zhí)行步驟的再一其他例的附圖。
圖10是表示由圖1所示的磁共振成像裝置采用TOF法來拍攝被檢測 體血管圖像時的步驟的流程圖。
圖11是表示由圖1所示的磁共振成像裝置將SSFP序列作為成像序列 并伴隨差分處理來拍攝被檢測體血管圖像時的步驟的流程圖。
圖12是表示由圖1所示的磁共振成像裝置采用FBI法并伴隨差分處理 來拍攝被檢測體P血管圖像時的步驟的流程圖。
具體實施例方式
對于本發(fā)明所涉及的磁共振成像裝置及磁共振成像方法的實施方式， 參照附圖進行說明。
圖1是表示本發(fā)明所涉及的磁共振成像裝置實施方式的結(jié)構圖。
磁共振成像裝置20具備筒狀的靜磁場用磁鐵21，形成靜磁場；勻場
線圈22，設置于該靜磁場用磁鐵21的內(nèi)部；梯度磁場線圈23; RF線圈24。 另外，在磁共振成像裝置20中，具備控制系統(tǒng)25。控制系統(tǒng)25具備 靜磁場電源26、梯度磁場電源27、勻場線圈電源28、發(fā)送器29、接收器 30、序列控制器31及計算機32。控制系統(tǒng)25的梯度磁場電源27由X軸 梯度磁場電源27x、 Y軸梯度磁場電源27y及Z軸梯度磁場電源27z構成。 另外，在計算機32中，具備輸入裝置33、顯示裝置34、運算裝置35及存 儲裝置36。
靜磁場用磁鐵21和靜磁場電源26連接，具有借助于從靜磁場電源26 所供應的電流在攝像區(qū)域中形成靜磁場的功能。還有，靜磁場用磁鐵21很 多情況下由超導線圈構成， 一般來說在勵磁時和靜磁場電源26進行連接來 供應電流，但是一旦被勵磁之后則成為非連接狀態(tài)。另外，也有時采用永 久磁鐵構成靜磁場用磁鐵21，并且不設置靜磁場電源26。
另外，在靜磁場用磁鐵21的內(nèi)側(cè)，在同軸上設置筒狀的勻場線圈22。 勻場線圈22和勻場線圈電源28連接，其構成為從勻場線圈電源28給勻場 線圈22供應電流使靜磁場均勻化。梯度磁場線圈23由X軸梯度磁場線圈23x、 Y軸梯度磁場線圈23y及 Z軸梯度磁場線圈23z構成，在靜磁場用磁鐵21的內(nèi)部形成為筒狀。在梯 度磁場線圈23的內(nèi)側(cè)設置檢查臺37，來作為攝像區(qū)域，在檢査臺37上放 置被檢測體P。在RF線圈24中，有內(nèi)置于架臺的RF信號收發(fā)用的全身用 線圈(WBC: whole body coil)及設置于檢查臺或被檢測體P附近的RF信 號接收用的局部線圈等。
另外，梯度磁場線圈23和梯度磁場電源27連接。梯度磁場線圈23的 X軸梯度磁場線圈23x、 Y軸梯度磁場線圈23y及Z軸梯度磁場線圈23z 分別和梯度磁場電源27的X軸梯度磁場電源27x、 Y軸梯度磁場電源27y 及Z軸梯度磁場電源27z連接。
而且，其構成為，可以借助于從X軸梯度磁場電源27x、 Y軸梯度磁 場電源27y及Z軸梯度磁場電源27z分別向X軸梯度磁場線圈23x、 Y軸 梯度磁場線圈23y及Z軸梯度磁場線圈23z供應的電流，在攝像區(qū)域上分 別形成X軸方向的梯度磁場Gx、 Y軸方向的梯度磁場Gy及Z軸方向的梯 度磁場Gz。
RF線圈24和發(fā)送器29及/或接收器30進行連接。發(fā)送用的RF線圈 24具有從發(fā)送器29接收RF信號并向被檢測體P進行發(fā)送的功能，接收用 的RF線圈24具有接收伴隨因被檢測體P內(nèi)部原子核自旋的RF信號而產(chǎn) 生的激發(fā)所發(fā)生的NMR信號，并將其提供給接收器30的功能。
圖2是表示圖1所示的RF線圈24詳細結(jié)構一例的附圖，圖3是表示 圖2所示的被檢測體P體表一側(cè)所設置的線圈元件24c配置例的附圖，圖4 是表示圖2所示的被檢測體P背面一側(cè)所設置的線圈元件24c配置例的附 圖。
如圖2所示，RF線圈24具備筒狀的全身用(WB: whole-body)線圈 24a和相控陣線圈24b。相控陣線圈24b具備多個線圈元件24c，在被檢測 體P的體表一側(cè)和背面一側(cè)分別配置多個線圈元件24c。
例如圖3所示，在被檢測的體表一側(cè)，在x方向配置4列、z方向配置 8列合計32個線圈元件24c，以便覆蓋寬范圍的攝影部位。另外，如圖4 所示，在被檢測體的背面一側(cè)也同樣在x方向配置4列在z方向配置8列 合計32個線圈元件24c，以便覆蓋寬范圍的攝影部位。在背面一側(cè)，從考慮到被檢測體P脊柱存在的提高靈敏度的觀點出發(fā)，要在體軸附近配置比
其他線圈元件24c小的線圈元件24c。
另一方面，接收器30具備雙工器30a、放大器30b、切換合成器30c 及接收系統(tǒng)電路30d。雙工器30a和發(fā)送器29、 WB24a線圈及WB24a線 圈用的放大器30b連接。放大器30b按各線圈元件24c及WB24a線圈的數(shù) 目來設置，分別單獨和各線圈元件24c及WB24a線圈連接。切換合成器30c 設置單個或者多個，切換合成器30c的輸入方經(jīng)由多個放大器30b，和多個 線圈元件24或WB24a線圈連接。接收系統(tǒng)電路30d設置希望的數(shù)目，使 之小于等于各線圈元件24c及WB24a線圈的數(shù)目，并且設置于切換合成器 30c的輸出方。
WB24a線圈可以作為RF信號發(fā)送用的線圈來使用。另夕卜，作為NMR 信號接收用的線圈，可以使用各線圈元件24c。再者，還可以使用WB24a 線圈，來作為接收用的線圈。
因此，雙工器30a的構成為，將從發(fā)送器29所輸出的發(fā)送用RF信號 提供給WB24a線圈，另一方面，將在WB24a線圈中接收到的NMR信號 經(jīng)由接收器30內(nèi)的放大器24d提供給切換合成器30c。另外，其構成為， 在各線圈元件24c中接收到的NMR信號也經(jīng)由各自對應的放大器24d輸出 給切換合成器30c。
切換合成器30c的構成為，執(zhí)行從線圈元件24c或WB24a線圈接收到 的NMR信號的合成處理及切換，輸出給對應的接收系統(tǒng)電路30d。換言之， 其構成為，在切換合成器30c中執(zhí)行按照接收系統(tǒng)電路30b的數(shù)目從線圈 元件24c或WB24a線圈接收到的NMR信號的合成處理及切換，并可以使 用希望的多個線圈元件24c，形成與攝影部位相對應的靈敏度分布，接收來 自各種各樣攝影部位的NMR信號。
但是，也可以不設置線圈元件24c，而只通過WB24a線圈接收NMR 信號。另外，也可以不設置切換合成器30c，而將在線圈元件24c或WB24a 線圈中接收到的NMR信號直接輸出給接收系統(tǒng)電路30d。再者，還可以在 寬的范圍內(nèi)配置更多的線圈元件24c。
另一方面，控制系統(tǒng)25的序列控制器31，和梯度磁場電源27、發(fā)送 器29及接收器30連接。序列控制器31具有下述兩個功能， 一是存儲驅(qū)動梯度磁場電源27、發(fā)送器29及接收器30所需要的控制信息——例如記述 了應對梯度磁場電源27施加的脈沖電流的強度及施加時間、施加定時等動 作控制信息的序列信息的功能，二是通過按照所存儲的預定序列驅(qū)動梯度 磁場電源27、發(fā)送器29及接收器30，從而產(chǎn)生X軸梯度磁場Gx、 Y軸梯 度磁場Gy、 Z軸梯度磁場Gz及RF信號的功能。
另外，序列控制器31的構成為，接收通過接收器30中的NMR信號 的檢波及A/D (analog to digital:模擬至數(shù)字)變換得到的作為復數(shù)據(jù)的原 始數(shù)據(jù)(mwdata)，提供給計算機32。
因此，在發(fā)送器29中具備根據(jù)從序列控制器31接收到的控制信息將 RF信號提供給RF線圈24的功能，另一方面，在接收器30中具備下述兩 個功能， 一是通過對從RF線圈24接收到的NMR信號進行檢波并執(zhí)行需 要的信號處理并且進行A/D變換，從而生成數(shù)字化后的作為復數(shù)據(jù)的原始 數(shù)據(jù)的功能，二是將所生成的原始數(shù)據(jù)提供給序列控制器31的功能。
另外，通過由運算裝置35執(zhí)行計算機32的存儲裝置36中所保存的程 序，在計算機32中具備各種功能。但是，也可以不依賴于程序，而將具有 各種功能的特定電路設置于磁共振成像裝置20中。
圖5是圖1所示的計算機32的功能框圖。
計算機32通過程序，作為攝像條件設定部40、序列控制器控制部41、 k空間數(shù)據(jù)庫42、圖像重建部43、圖像數(shù)據(jù)庫44及血流像制作部45來發(fā) 揮作用。攝像條件設定部40具有探針序列設定部40A、成像序列設定部 40B、閾值設定部40C及觸發(fā)生成部40D。
攝像條件設定部40具有下述功能，即使顯示裝置34顯示攝像條件 的設定畫面，根據(jù)來自輸入裝置33的指示信息來設定包括脈沖序列在內(nèi)的 攝像條件，并將所設定的攝像條件提供給序列控制器控制部41的功能。特 別是，攝像條件設定部40具備下述3個功能 一是設定成像序列及探針序 列(probe sequence)的功能，其中該成像序列用來收集生成血流像所需的成 像數(shù)據(jù)，該探針序列用來取得為了在成像序列中生成觸發(fā)所參照的血流信 息；二是設定探針序列來作為預掃描用的脈沖序列，并根據(jù)由預掃描所取 得的血流信息來設定對數(shù)據(jù)的信號值、血流信號相位變化量或者血流速度 的閾值的功能，三是設定交替重復單個或多個探針序列及成像序列的脈沖序列來作為成像掃描用的序列，并判定通過探針序列所收集的數(shù)據(jù)的值是 否在閾值的范圍內(nèi)，在判定出在閾值內(nèi)時，生成用來執(zhí)行成像序列的觸發(fā) 的功能。
設定探針序列的功能具備于探針序列設定部40A中，設定成像序列的 功能具備于成像序列設定部40B中，設定對數(shù)據(jù)信號值、血流信號相位變 化量或血流速度的閾值的功能具備于閾值設定部40C中，執(zhí)行閾值判定來 生成觸發(fā)的功能具備于觸發(fā)生成部40D中。而且，其構成為，在生成了觸 發(fā)時預定的脈沖序列從攝像條件設定部40輸出給序列控制器控制部41。
圖6是表示基于在圖5所示的攝像條件設定部40中設定的探針序列及 成像序列的預掃描及成像掃描的執(zhí)行步驟的附圖。
在圖6中，(A)、 (B)及(C)分別表示使用探針序列的預掃描、根據(jù) 由預掃描所取得的血流信息來設定閾值的例子、以及交替重復探針序列及 成像序列的成像掃描。另外，圖6 (A)、圖6 (B)及圖6 (C)的橫軸表 示時間，圖6 (B)的縱軸表示血流信號的強度或血流的速度。還有，圖6 (B)的縱軸也可以設為血流信號的相位變化量。
如圖6 (A)所示，由探針序列設定部40A為用于預掃描來設定探針序 列。作為探針序列，只要是作為血流信息能獲得來自作為目標的血管的信 號變化、來自作為目標的血管的信號時間上的相位變化或者在作為目標的 血管中流動的血流速度變化的序列，就可以使用任意的序列。也就是說， 探針序列作為用來取得下述血流信息的序列，該血流信息包括來自作為 目標的血管的原始數(shù)據(jù)的峰值、來自作為目標的血管的原始數(shù)據(jù)絕對值的 峰值、從來自作為目標的血管的原始數(shù)據(jù)生成的圖像數(shù)據(jù)亮度值的峰值、 來自在作為目標的血管中流動的血流的信號時間上的相位變化或者在作為 目標的血管中流動的血流速度等。
在取得來自作為目標的血管的原始數(shù)據(jù)峰值、來自作為目標的血管的 原始數(shù)據(jù)絕對值峰值或者圖像數(shù)據(jù)亮度值峰值來作為血流信息時，例如可 以將FE類或SE類的序列設定為探針序列，其中該FE類或SE類的序列對 包含作為目標的血管的剖面區(qū)域或3維區(qū)域進行象筆形激勵(pencil excitation)等那樣的局部激勵，并從包含激勵后的目標血管在內(nèi)的切片(slice) 或體(volume)整體動態(tài)地收集在k空間(也稱為傅里葉空間)中心通過的l
13行的量的k空間數(shù)據(jù)(k0數(shù)據(jù))。此時，只要將和成像序列相同種類的序列 設為探針序列，則攝像條件的設定變得簡單。
另一方面，在取得在作為目標的血管中流動的血流速度來作為血流信 息時，可以將PC序列設定為探針序列。如果通過PC序列收集到通過k空 間中心的、l行的量的k空間數(shù)據(jù)(kO數(shù)據(jù))，則可以取得血流的速度。另 外，如果在雙軸方向上使用伴隨MPG (motion probing gradient:彌散梯度 磁場)脈沖施加的PC序列，控制梯度磁場，收集到2個原始數(shù)據(jù)，則可以 將根據(jù)原始數(shù)據(jù)的差分獲得的相位差換算為具有雙軸方向成分的速度。這 種情況下，常常使用伴隨使極性相互反轉(zhuǎn)后的MPG脈沖施加的2個PC序 列。
另外，在取得來自在作為目標的血管中流動的血流的信號時間上的相 位變化來作為血流信息時，可以使用伴隨單一極性MPG脈沖施加的PC序 列，來取得信號的相位變化。例如，可以通過依次求取作為基準的信號相 位和各時相上的信號之間的相位差分，來取得信號的相位變化量的時間變 化。另外，通過依次求取時間上相鄰的信號間的相位差分，也可以取得信 號的相位變化量時間變化。但是，認為如果將作為基準的信號相位和各時 相上的信號之間的相位差分設為信號的相位變化量，則能獲得變化的特征 表現(xiàn)得更為良好的血流信息。
而且，若按時間軸方向描繪出因動態(tài)的探針序列執(zhí)行而在各時刻獲得 的來自血管的原始數(shù)據(jù)峰值、來自血管的原始數(shù)據(jù)絕對值峰值或者血流的 速度及信號的相位變化量，則能獲得圖6 (B)所示的那種繪圖數(shù)據(jù)。例如， 如果對通過探針序列的執(zhí)行所收集的原始數(shù)據(jù)進行了 FFT (fast Fourier transform:快速傅里葉變換)，則可以獲得原始數(shù)據(jù)的絕對值。若描繪出該 原始數(shù)據(jù)絕對值的最大值，則獲得表示作為目標的血流信號強度時間變化 的繪圖數(shù)據(jù)。另一方面，即便不進行FFT而按原狀描繪原始數(shù)據(jù)的峰值， 也獲得同樣的繪圖數(shù)據(jù)。
這樣，通過作為探針序列使用PC序列等的序列，并進行團注追蹤(求 一，義h，:y年y^)，就可以在維持時間分辨率的同時，取得表示目標血 管的血流流速及血流信號的強度或者相位變化量的時間變化的繪圖數(shù)據(jù)， 來作為探針數(shù)據(jù)。還有，雖然也可以按探針序列收集kO數(shù)據(jù)附近的幾行的量的k空間數(shù)據(jù)，但是可以通過減少收集數(shù)據(jù)使時間分辨率得到提高。特 別是，如果按探針序列只收集了 l行的量的k空間數(shù)據(jù)，則可以使時間分 辨率最大限度地得到提高。
繪圖數(shù)據(jù)因為表示出來自血流的信號強度、信號的相位變化量或速度 的時間變化，所以與心跳同步而變化。而且，可以認為來自血流的信號強 度變得非常大的期間、信號的相位變化量增大的期間或者血流的流速變得 非?？斓钠陂g是適于成像數(shù)據(jù)收集的期間。也就是說，只要作為攝像條件 設定了觸發(fā)，以便在來自血流的信號強度變得非常大的期間、信號的相位 變化量增大的期間或者血流的流速變得非常快的期間收集成像數(shù)據(jù)，則可 以總是以良好的強度收集來自血流的信號。
因此，判定在成像掃描中來自血流的信號強度或者信號的相位變化量 是否變得非常大、或者血流的流速是否變得非?？煲援a(chǎn)生觸發(fā)信號用的閾
值，要根據(jù)探針數(shù)據(jù)在閾值設定部40C中決定。閾值的決定也可以由閾值 設定部40C根據(jù)探針數(shù)據(jù)的信號值，例如通過檢測信號強度相對較大的期 間來自動進行。另一方面，也可以使探針數(shù)據(jù)顯示于顯示裝置34上，由用 戶通過輸入裝置33的操作，手動設定閾值。
在圖6 (B)所示的例子中，決定了判定為信號強度相對較大的范圍的 上限方的閾值Th—1及下限方的閾值Th一2。
另一方面，如圖6(C)所示，由成像序列設定部40B設定成像掃描用 的序列。如圖6 (B)所示，若決定了用來判定是否是適于成像數(shù)據(jù)收集的 定時的閾值，則能夠?qū)㈤撝底鳛閿z像條件之一，執(zhí)行圖6 (C)所示的成像 掃描用序列。
如圖6 (C)所示，成像掃描用的序列被設為下述序列，即在一定期 間內(nèi)重復執(zhí)行探針序列，并按照對于在探針序列中所收集數(shù)據(jù)的閾值判定 結(jié)果、在探針序列之后執(zhí)行成像序列這樣的序列。但是，用于成像掃描而 重復的探針序列被設為進行下述數(shù)據(jù)收集的序列，該數(shù)據(jù)收集只收集使用 閾值的判定所需要的k空間上1行的量或幾行的量的數(shù)據(jù)，并且是非動態(tài) 的。也就是說，探針序列為只收集必要數(shù)據(jù)的數(shù)據(jù)收集時間為100 200戶 左右的短序列，成像序列的執(zhí)行期間得到確保。
而且，觸發(fā)生成部40D在血流信號的強度、信號的相位變化量或者血流的流速為閾值的范圍內(nèi)時，產(chǎn)生成像數(shù)據(jù)收集開始的觸發(fā)信號。在根據(jù)
血流信號的強度產(chǎn)生觸發(fā)時，觸發(fā)生成部40D從k空間數(shù)據(jù)庫42取得因探針序列的執(zhí)行而獲得的來自血流的信號。然后，觸發(fā)生成部40D在判定出信號的強度在上限方閾值Th_l和下限方閾值Th_2之間時，產(chǎn)生成像數(shù)據(jù)收集開始的觸發(fā)信號。
其結(jié)果為，如圖6 (C)所示，在判定出通過執(zhí)行探針序列而獲得的來自血流的信號強度在上限方閾值Th_l和下限方閾值Th一2之間時，接于探針序列之后執(zhí)行成像序列，另一方面，在判定出來自血流的信號強度不在上限方閾值Th_l和下限方閾值Th_2之間時，在下一探針序列之前不執(zhí)行成像序列，或者雖然執(zhí)行成像序列但不實施數(shù)據(jù)收集。在后者的情況下，成像掃描用的序列成為象作為實時修正被檢測體P的體位變動的技術的RMC (Realtime Motion Correction:實時運動校正)那樣交替重復探針序列和成像序列的序列。
這樣，就可以在成像掃描之前決定用來確定來自血流的信號強度變得非常大的范圍的閾值，只有在成像掃描中來自血流的信號強度為由閾值確定的范圍內(nèi)時才收集成像數(shù)據(jù)。因此，能夠收集足夠強度的信號，穩(wěn)定生成血管圖像。
另外，在根據(jù)血流的流速或血流信號的相位變化量產(chǎn)生觸發(fā)時，觸發(fā)生成部40D從k空間數(shù)據(jù)庫42取得通過執(zhí)行PC序列作為探針序列而獲得的來自血流的信號，計算血流的速度或血流信號的相位變化量。然后，觸發(fā)生成部40D在判定出血流的速度或血流信號的相位變化量在上限方閾值Th一l和下限方閾值Th_2之間時，產(chǎn)生成像數(shù)據(jù)收集開始的觸發(fā)信號。
這樣，就可以將PC序列作為探針序列，在成像掃描中斷續(xù)監(jiān)視血流的速度或者血流信號的相位變化量，指定被認為流向攝像區(qū)域的血流的inflow非常大的流速非?？斓乃俣确秶?，來產(chǎn)生執(zhí)行成像數(shù)據(jù)收集的觸發(fā)。借此，總是能夠按足夠量的新鮮血流流入攝像區(qū)域的定時執(zhí)行成像數(shù)據(jù)的收集，可以實現(xiàn)穩(wěn)定的血管圖像描繪。
圖7是表示圖6所示的探針序列及成像序列數(shù)據(jù)收集區(qū)域一例的附圖。
如圖7所示，為了使目標血管內(nèi)的血流成像，作為成像區(qū)域可以任意設定成像序列的數(shù)據(jù)收集區(qū)域。與此相對，可以將由探針序列得到的數(shù)據(jù)收集區(qū)域，設定為至少包含目標血管在內(nèi)的局部區(qū)域。因此，可以使作為由探針序列得到的血流信息收集對象的血流，成為成像序列的數(shù)據(jù)收集對象。
還有，作為由探針序列得到的數(shù)據(jù)收集區(qū)域，也可以設定多個區(qū)域。而且，可以根據(jù)來自在多個區(qū)域流動的血流的信號強度、信號的相位變化量或者血流的流速，來設定恰當?shù)拈撝怠Ａ硗?，由探針序列得到的?shù)據(jù)收集區(qū)域可以設定于成像序列的數(shù)據(jù)收集區(qū)域內(nèi)部或者外部。但是，若因探針序列的執(zhí)行而激勵的血液存在于成像序列的數(shù)據(jù)收集區(qū)域中，則有可能來自因探針序列的執(zhí)行而激勵的血液的信號給成像帶來不良影響。從而，
如圖7所示，從減低成像不需要的信號的觀點來看，優(yōu)選的是，將探針序列的數(shù)據(jù)收集區(qū)域，設定于成像序列的數(shù)據(jù)收集區(qū)域外側(cè)、特別是目標血管的下游一側(cè)非常接近的位置上。
成像序列可以作為用來拍攝血管圖像的任意序列。例如，可以將利用TOF法的FE類序列、穩(wěn)態(tài)自由進動(SSFP: steady state free precession)序列或者利用FBI法的FSE (fast spin echo:快速自旋回波)序列及利用半傅里葉法的FASE (fast asymmetric spin echo:快速非對稱自旋回波或者fastadvanced spin echo:快速高級自旋回波)序列作為成像序列。也就是說，按照攝像目標或激勵范圍等的攝像條件，使用恰當?shù)男蛄衼碜鳛槌上裥蛄小?br> 還有，只要將成像序列設為最開始從k空間中心附近的k空間數(shù)據(jù)進行收集的序列，就可以按離探針數(shù)據(jù)的收集定時較近的定時，收集k空間中心附近的k空間數(shù)據(jù)。因此，可以按更為恰當?shù)亩〞r收集低頻區(qū)域的數(shù)據(jù)。
SSFP序列用來以同一激勵角度(翻轉(zhuǎn)角flip angle)在一定且短的重復時間(TR: repetition time)內(nèi)施加RF激勵脈沖，使自旋的磁化變?yōu)闄M磁化和縱磁化都不為0的穩(wěn)定狀態(tài)，獲得圖像數(shù)據(jù)。因此，在SSFP序列中，重要的是為了維持自旋的穩(wěn)定狀態(tài)要使TR成為一定。對此，如圖6 (C)所示通過按一定的間隔交替重復探針序列及成像序列，即便在使用SSFP序列來作為成像序列時，也能夠良好地維持自旋的穩(wěn)定狀態(tài)。
同樣，在使用把TR保持為一定這一點較為重要的FE序列來作為成像序列時，也可以通過按一定的間隔交替重復探針序列及成像序列，使TR成為一定。而且，在利用TOF法的攝像時，可以使用FE序列以更早的數(shù)據(jù)收集定時收集成像數(shù)據(jù)，作為血管圖像獲得T1增強圖像。
再者，作為數(shù)據(jù)收集技術，也可以并用作為高速攝像法的PI (parallelimaging:并行成像)。PI是一種使用多個線圈元件24c來接收回波數(shù)據(jù)，且通過使相位編碼進行跳躍來減少圖像重建所需要的相位編碼數(shù)的攝像法。在原理上，可以將相位編碼數(shù)，最大減少為圖像重建所需要的相位編碼數(shù)的線圈元件24c的幾分之一。在執(zhí)行PI時，要設定使回波數(shù)據(jù)收集所使用的線圈元件24c數(shù)目或各線圈元件24c和攝影部位相關聯(lián)的信息以及PI所需要的信息，來作為攝像條件。
在通過并用該PI來縮短成像序列的執(zhí)行時間，將SSFP序列或FE序列作為成像序列時，與血流的信號強度、血流信號的相位變化量或者血流的流速時間變化的1個周期部分的時間相比，可以更加充分地縮短成像序列的執(zhí)行時間。從而，即便有時在相鄰的探針序列間不執(zhí)行數(shù)據(jù)收集，大致血流的信號強度、血流信號的相位變化量或者血流的流速每次成為由閾值確定的范圍內(nèi)時，都可以執(zhí)行成像數(shù)據(jù)的收集。也就是說，認為在不收集成像數(shù)據(jù)的探針序列期間，在血流的信號強度、血流信號的相位變化量或者血流的流速一旦成為由閾值確定的范圍內(nèi)之后變化為由閾值確定的范圍外的情形較少。
這里，作為由閾值確定的范圍，也可以設定多個地方。
圖8是表示基于在圖5所示的攝像條件設定部40中設定的探針序列及成像序列的預掃描及成像掃描的執(zhí)行步驟的另一例的附圖。
在圖8中，(A)、 (B)、 (C)分別表示使用探針序列的預掃描、根據(jù)由預掃描所取得的血流信息來設定閾值的例子、以及交替重復探針序列及成像序列的成像掃描。另外，圖8 (A)、 (B)、 (C)的橫軸表示時間，圖8(B)的縱軸表示血流信號的強度或者血流的速度。還有，圖8 (B)的縱軸也可以設為血流信號的相位變化量。
如圖8 (A)所示，若執(zhí)行了所設定的探針序列，則獲得圖8 (B)所示的那種探針數(shù)據(jù)。然后，如圖8 (B)所示，不僅僅是用來確定探針數(shù)據(jù)極大值附近范圍用的上限方閾值ThJil及下限方閾值ThJi2，還可以設定用來確定極小值附近范圍的上限方閾值Th_ll及下限方閾值Th_12。
18而且，可以產(chǎn)生觸發(fā)，以便不僅僅是在探針數(shù)據(jù)的極大值附近，還在相當于探針數(shù)據(jù)極小值附近的血流信號強度低的范圍、血流信號的相位變化量小的范圍或者血流的速度為接近零的值的范圍內(nèi)，執(zhí)行成像數(shù)據(jù)的收集。
這樣一來，如圖8 (C)所示，就執(zhí)行成像掃描。也就是說，在判定出通過探針序列的執(zhí)行而獲得的來自血流的信號強度、血流信號的相位變化量或者血流速在對于探針數(shù)據(jù)的極大值所設定的上限方閾值Th_l和下限方閾值Tt^2之間時，接于探針序列之后執(zhí)行第1成像序列。另外，在判定出通過探針序列的執(zhí)行而獲得的來自血流的信號強度、血流信號的相位變化量或者血流速在對于探針數(shù)據(jù)的極小值所設定的上限方閾值T1一l和下限方閾值TL2之間時，接于探針序列之后執(zhí)行第2成像序列。另一方面，在來自血流的信號強度、血流信號的相位變化量或者血流速不在與探針數(shù)據(jù)的極大值對應的上限方閾值Th_l和下限方閾值Th—2之間以及與探針數(shù)據(jù)的極小值對應的上限方閾值Tl一l和下限方閾值Tl_2之間的任一個內(nèi)時，在下一探針序列之前不執(zhí)行成像序列，或者雖然執(zhí)行成像序列但不實施數(shù)據(jù)收集。
第1成像序列因為在血流信號的強度、血流信號的相位變化量或者血流速較大的期間執(zhí)行，所以若從執(zhí)行第1成像序列獲得的k空間數(shù)據(jù)重建圖像數(shù)據(jù)，則可以獲得描繪出血管的圖像數(shù)據(jù)。另一方面，第2成像序列因為在血流信號的強度、血流信號的相位變化量或者血流速較小的期間執(zhí)行，所以若從執(zhí)行第2成像序列獲得的k空間數(shù)據(jù)重建圖像數(shù)據(jù)，則可以獲得希望抑制來自血管的信號的所謂BB (blackblood:黑血)的圖像數(shù)據(jù)。
也就是說，釆用圖8所示的那種攝像條件，就可以獲得描繪出血管的圖像數(shù)據(jù)和未描繪血管的圖像數(shù)據(jù)雙方。再者，如果在描繪出血管的圖像數(shù)據(jù)和未描繪血管的圖像數(shù)據(jù)間進行差分處理，則可以生成對于非攝像目標的無用血管圖像不進行描繪，而有選擇地增強了目標血管的血管圖像。
可是，在采用FBI法將FSE序列或FASE序列作為成像序列進行攝像時，即便并用PI，也有時成像序列的TR從1個心跳程度遍及至多個心跳的程度。此時，對于被認為相當于1個心跳期間的探針數(shù)據(jù)的1個周期，成像序列的TR不會變得非常短。從而，特別是在將象FSE序列或FASE序列那樣TR較長的序列設為成像序列時，若交替執(zhí)行了收集1行的量的k空間數(shù)據(jù)的探針序列和成像序列，則在不收集成像數(shù)據(jù)的探針序列間，存在血流的信號強度、血流信號的相位變化量或者血流的流速一旦成為由閾值確定的范圍內(nèi)之后、變化為由閾值所確定的范圍外的情形增加的可能性。也就是說，有可能不收集成像數(shù)據(jù)的期間延長，帶來攝像時間的長期化。
因此，在將TR長的序列作為成像序列時，可以在因探針序列的執(zhí)行而獲得的血流的信號強度、血流信號的相位變化量或者血流的流速變?yōu)橛砷撝荡_定的范圍內(nèi)之前，使反復收集1行的量或者幾行的量的k空間數(shù)據(jù)的探針序列重復。換言之，可以生成觸發(fā)，以便執(zhí)行動態(tài)收集1行的量或者幾行的量的k空間數(shù)據(jù)的探針序列并在成像掃描中實時監(jiān)視血流的信號強度、血流信號的相位變化量或者血流的流速，按達到預定血流的信號強度、血流信號的相位變化量或者血流的流速后的定時開始成像序列。
圖9是表示基于在圖5所示的攝像條件設定部40中設定的探針序列及成像序列的預掃描及成像掃描的執(zhí)行步驟的再一其他例的附圖。
在圖9中，(A)、 (B)及(C)分別表示使用探針序列的預掃描、根據(jù)由預掃描所取得的血流信息來設定閾值的例子及按重復探針序列P并且在達到預定血流的信號強度或血流的流速后的定時開始成像序列Il、 12的成像掃描。另外，圖9 (A)、 (B)、 (C)的橫軸表示時間，圖9 (B)的縱軸表示血流信號的強度或者血流的速度。
還有，圖9 (B)的縱軸也可以設為血流信號的相位變化量。在通過作為血流信息取得作為基準的信號和各時相的信號之間的差分來求取血流信號的相位變化量時，從作為恰當?shù)闹等〉醚餍畔⒌挠^點來看，優(yōu)選的是，每次成像序列Il、 12結(jié)束時，都重新決定作為基準的信號。例如，可以將在重復執(zhí)行的探針序列P之中最開始的探針序列P中獲得的信號決定為作為基準的信號。
如圖9 (A)所示，若執(zhí)行了所設定的探針序列，則獲得圖9 (B)所示的那種探針數(shù)據(jù)。然后，如圖9 (B)所示，不僅僅是用來確定探針數(shù)據(jù)極大值附近范圍的上限方閾值ThJil及下限方閾值ThJi2，還可以設定用來確定極小值附近范圍的上限方閾值Th_ll及下限方閾值Th一12。
然后，如圖9 (C)所示，執(zhí)行成像掃描。也就是說，重復探針序列P的執(zhí)行，在判定出因某個探針序列P的執(zhí)行而獲得的來自血流的信號強度、血流信號的相位變化量或者血流速在對于探針數(shù)據(jù)的極大值所設定的上限
方閾值Th_l及下限方閾值Th一2之間時，接于該探針序列P之后執(zhí)行第1成像序列Il。另一方面，在判定出因探針序列P的執(zhí)行而獲得的來自血流的信號強度、血流信號的相位變化量或者血流速在對于探針數(shù)據(jù)的極小值所設定的上限方閾值Tl_l及下限方閾值Tl一2之間時，接于該探針序列P之后執(zhí)行第2成像序列12。然后，在第1成像序列II及第2成像序列12的執(zhí)行后，再次重復探針序列P的執(zhí)行。若實施了這種脈沖序列的控制，則如圖9 (C)所示，導致交替重復執(zhí)行單個或者多個探針序列P和成像序列Il、 12。
因為只要能實施這樣的成像掃描，不收集成像數(shù)據(jù)的期間就只成為探針序列P的執(zhí)行期間，所以，可以在抑制攝像時間增加的同時，按恰當?shù)亩〞r收集成像數(shù)據(jù)。特別是，F(xiàn)BI法用來等待血液T2成分的磁化恢復，通過執(zhí)行收集預定切片編碼(sliceencode)的量的回波數(shù)據(jù)(體數(shù)據(jù))的3維掃描，來獲得增強了T2磁化成分的血管圖像數(shù)據(jù)。因此，采用FBI法，很多情況下成像序列的TR延長，按每多次心跳，反復收集成像數(shù)據(jù)。從而，在利用FBI法的攝像中，圖9所示的那種成像掃描較為適合。
另外，如果在認為與心臟的擴張期及收縮期相當?shù)母髯詫奶结様?shù)據(jù)極大值附近的期間以及極小值附近的期間，采用FBI法收集成像數(shù)據(jù)，分別生成了圖像數(shù)據(jù)，則可以獲得增強了來自動脈的信號后的血管圖像數(shù)據(jù)和抑制了來自動脈的信號后的血管圖像。因此，還能夠通過對這些血管圖像數(shù)據(jù)的差分處理，生成將靜動脈分離后的血管圖像數(shù)據(jù)。
還有，在FBI法之外的MRA中，也可以如圖9所示，在因探針序列的執(zhí)行而獲得的血流的信號強度、血流信號的相位變化量或者血流的流速成為由閾值確定的范圍內(nèi)之前，重復執(zhí)行使探針序列重復的成像掃描。
下面，對于計算機32的其他功能進行說明。
序列控制器控制部41具有下述功能，即在接收到來自輸入裝置33的掃描開始指示信息時，通過將包含從攝像條件設定部40所取得的脈沖序列在內(nèi)的攝像條件提供給序列控制器31使之進行驅(qū)動控制的功能。另外，序列控制器控制部41具有從序列控制器31接收原始數(shù)據(jù)將其配置于k空間數(shù)據(jù)庫42中所形成的k空間上的功能。因此，在k空間數(shù)據(jù)庫42中， 保存原始數(shù)據(jù)來作為k空間數(shù)據(jù)。
圖像重建部43具有以下兩個功能， 一是通過從k空間數(shù)據(jù)庫42獲取k 空間數(shù)據(jù)并實施包含傅里葉變換(FT: Fourier transform)在內(nèi)的圖像重建 處理，來重建圖像數(shù)據(jù)的功能，二是將重建而得到的圖像數(shù)據(jù)寫入圖像數(shù) 據(jù)庫44中的功能。因此，在圖像數(shù)據(jù)庫44中，保存圖像數(shù)據(jù)。
血流像制作部45具有以下兩個功能 一是通過從圖像數(shù)據(jù)庫44讀入 必要的圖像數(shù)據(jù)，實施差分處理等的圖像處理及最大值投影(MIP: maximum intensity projection)處理等的顯示處理，來生成顯示用血管圖像 數(shù)據(jù)的功能，二是通過將所生成的血管圖像數(shù)據(jù)提供給顯示裝置34，使顯 示裝置34顯示血管圖像的功能。
特別是，在利用PI來收集回波數(shù)據(jù)時，與多個線圈元件24c對應的多 個圖像數(shù)據(jù)要保存于圖像數(shù)據(jù)庫44中。而且，需要根據(jù)PI的條件生成對 多個圖像數(shù)據(jù)實施PI中作為后處理的unfolding(展開)處理并展開的圖像數(shù) 據(jù)。因此，在血流像制作部45中，還具備實施PI的unfolding處理的功能。 還有，在unfolding處理中，因為使用各線圈元件24c的靈敏度分布數(shù)據(jù)， 所以靈敏度分布數(shù)據(jù)被保存于血流像制作部45中。 (動作及作用)
下面，對于磁共振成像裝置20的動作及作用迸行說明。
圖10是表示由圖1所示的磁共振成像裝置20采用TOF法來拍攝被檢
測體P血管圖像時的步驟的流程圖，附圖中對S附上數(shù)字后的符號表示流
程圖的各步驟。
首先，預先在檢查臺37上放置被檢測體P，在由靜磁場電源26勵磁 后的靜磁場用磁鐵21 (超導磁鐵)的攝像區(qū)域內(nèi)形成靜磁場。另外，從勻 場線圈電源28給勻場線圈22供應電流，使攝像區(qū)域上所形成的靜磁場均 勻化。
然后，在步驟S1中，在攝像條件設定部40中設定包含探針序列在內(nèi) 的預掃描用攝像條件，執(zhí)行動態(tài)探針掃描。探針序列在探針序列設定部40A 中進行設定。借此，獲得表示血流信號的強度、血流信號的相位變化量或 者血流速的時間變化的探針數(shù)據(jù)。例如，激勵包含比成像區(qū)域更靠下游方的目標血管在內(nèi)的局部區(qū)域，從體(volume)的整體收集血流信號。然后，觀 測血流信號的時間變化。探針數(shù)據(jù)詳細的收集流程和成像數(shù)據(jù)的收集流程 相同，將在下面進行說明。
接著，在步驟S2中，在閾值設定部40C中自動或者由用戶手動設定用 來確定探針數(shù)據(jù)極大值附近或極小值附近范圍的閾值。
接著，在步驟S3中，執(zhí)行成像掃描。更為具體而言，在步驟S31中， 執(zhí)行在探針序列設定部40A中所設定的探針序列，收集1行的量的k空間 數(shù)據(jù)。然后，所收集的k空間數(shù)據(jù)被保存于k空間數(shù)據(jù)庫42中。
接著，觸發(fā)生成部40D從k空間數(shù)據(jù)庫42取得k空間數(shù)據(jù)，計算血流 信號的強度，在步驟S32中，判定血流信號的強度是否在由閾值確定的范 圍內(nèi)。然后，在判定出血流信號的強度在由閾值確定的范圍內(nèi)時，觸發(fā)生 成部40D在步驟S33中，生成觸發(fā)信號。
這樣一來，就在步驟S34中執(zhí)行采用TOF法來收集成像數(shù)據(jù)的成像序 列。例如，采用分段k-space法來收集成像數(shù)據(jù)，該分段k-space法通過將 k空間分割為幾個區(qū)域，進行分段，并按每個段(segment)依次獲取k空間數(shù) 據(jù)。
也就是說，若生成了觸發(fā)信號，則從攝像條件設定部40向序列控制器 控制部41提供成像序列。這樣一來，序列控制器控制部41就將成像序列 提供給序列控制器31。序列控制器31通過按照從序列控制器控制部41接 收到的成像序列，驅(qū)動梯度磁場電源27、發(fā)送器29及接收器30，從而使 放置被檢測體P后的攝像區(qū)域形成梯度磁場，并且從RF線圈24產(chǎn)生RF 信號。
因此，由被檢測體P內(nèi)部的核磁共振而產(chǎn)生的NMR信號由RF線圈 24接收，提供給接收器30。接收器30從RF線圈24接收NMR信號，生 成原始數(shù)據(jù)。接收器30將所生成的原始數(shù)據(jù)提供給序列控制器31。序列控 制器31將原始數(shù)據(jù)提供給序列控制器控制部41 ，序列控制器控制部41在 k空間數(shù)據(jù)庫42中所形成的k空間上配置原始數(shù)據(jù)。
這樣一來，就收集了對應的分段內(nèi)的成像數(shù)據(jù)。然后，在與全部的分 段對應的成像數(shù)據(jù)收集完成時，在步驟S35中判定為是(YES)。另一方面， 在與全部的分段對應的成像數(shù)據(jù)收集未完成時，在步驟S35中判定為否
23(NO)，再按照從步驟S31開始的步驟，在判定為YES之前重復執(zhí)行下一 分段的成像數(shù)據(jù)收集。
另外，在步驟S32中，在判定出血流信號的強度不在由閾值確定的范 圍內(nèi)時，不用執(zhí)行觸發(fā)的發(fā)生及成像數(shù)據(jù)的收集，而實施步驟S35的判定。
若在步驟S35中判定為YES，則在步驟S4中圖像重建部43通過從k 空間數(shù)據(jù)庫42獲取k空間數(shù)據(jù)，實施圖像重建處理，來重建圖像數(shù)據(jù)。所 得到的圖像數(shù)據(jù)被保存于圖像數(shù)據(jù)庫44中。
接著，在步驟S5中，血流像制作部45從圖像數(shù)據(jù)庫44讀入圖像數(shù)據(jù)， 生成顯示用的血管圖像數(shù)據(jù)。然后，所生成的血管圖像數(shù)據(jù)被顯示于顯示 裝置34上。還有，在實施了PI時，執(zhí)行與多個線圈元件24c對應的對多 個圖像數(shù)據(jù)的unfolding處理。
這樣顯示于顯示裝置34上的血管圖像，因為是根據(jù)在血流信號的強度 為極大值附近的定時內(nèi)所收集的成像數(shù)據(jù)而生成的，所以成為良好地描繪 出血管的圖像。因此，可以獲得對診斷有用的血管圖像。
下面，對于按照SSFP序列使血管圖像成像的例子，進行說明。
圖11是表示由圖1所示的磁共振成像裝置20將SSFP序列作為成像序 列并伴隨差分處理來拍攝被檢測體P血管圖像時的步驟的流程圖，附圖中 對S附上數(shù)字后的符號表示流程圖的各步驟。還有，對和圖IO所示的步驟 相同的步驟附上相同的符號，省略其說明。
在為了生成血管圖像，實施按血管信號為極大值的定時所收集的圖像 數(shù)據(jù)、和按為極小值的定時所收集的圖像數(shù)據(jù)之間的差分處理時，在步驟 S2'中，在探針數(shù)據(jù)的極大值方及極小值方分別設定閾值。
然后，在步驟S32的閾值判定中，判定出血流信號的強度在由極大值 方的閾值確定的范圍內(nèi)時，在步驟S33'中生成用來在血流信號為極大值的 期間開始成像數(shù)據(jù)收集用SSFP序列的觸發(fā)。另一方面，在步驟S32的閾 值判定中，判定出血流信號的強度在由極小值方的閾值確定的范圍內(nèi)時， 在步驟S33'中生成用來在血流信號為極小值的期間開始成像數(shù)據(jù)收集用 SSFP序列的觸發(fā)。
接著，在步驟S34'中，按照觸發(fā)，在血流信號的強度為極大值方的期 間或者血流信號的強度為極小值方的期間，執(zhí)行成像數(shù)據(jù)收集用的SSFP序列。
然后，若收集到全部的數(shù)據(jù)，則在步驟S4'中，根據(jù)在血流信號的強度 為極大值方的期間所收集的成像數(shù)據(jù)來重建第1圖像數(shù)據(jù)，另一方面，根 據(jù)在血流信號的強度為極小值方的期間所收集的成像數(shù)據(jù)來重建第2圖像 數(shù)據(jù)。
然后，在步驟S5'中，在血流像制作部45中實施包含第1圖像數(shù)據(jù)和 第2圖像數(shù)據(jù)之間的差分處理的、血管圖像數(shù)據(jù)生成處理。然后，所生成 的血管圖像數(shù)據(jù)被顯示于顯示裝置34上。
這樣顯示于顯示裝置34上的血管圖像是通過下述兩個圖像數(shù)據(jù)之間的 差分處理生成的，該兩個圖像數(shù)據(jù)一是根據(jù)在血流信號的強度為極大的期 間所收集的成像數(shù)據(jù)并且描繪出血管的圖像數(shù)據(jù)，二是根據(jù)在血流信號的 強度為極小的期間所收集的成像數(shù)據(jù)并且抑制了血管的圖像數(shù)據(jù)。因此， 成為良好地增強了目標血管的血管圖像。因此，可以獲得對診斷有用的血 管圖像。
下面，對于采用FBI法使血管圖像成像的例子進行說明。
圖12是表示由圖1所示的磁共振成像裝置20采用FBI法并伴隨差分 處理來拍攝被檢測體P血管圖像時的步驟的流程圖，附圖中對S附上數(shù)字 后的符號表示流程圖的各步驟。還有，對和圖ll所示的步驟相同的步驟附 上相同的符號，省略其說明。
在采用FBI法的成像時，成像序列的TR和探針數(shù)據(jù)的1周期的量相 等，或在其以上。因此，如步驟S32"所示，在按照成像掃描中的探針序列 所收集的血流信號強度不在由閾值確定的范圍內(nèi)時，再次在步驟S31中執(zhí) 行利用探針序列的1行的量的數(shù)據(jù)收集。
然后，在步驟S32"中，只有在判定出按照探針序列所收集的血流信號 強度在由閾值確定的范圍內(nèi)時，才在從步驟33'開始的步驟中按照FSE序列 或FASE序列等的序列，收集成像數(shù)據(jù)。
因此，能夠總是根據(jù)血流信號的強度按恰當?shù)亩〞r收集成像數(shù)據(jù)，其 結(jié)果為，可以生成良好地增強了目標血管的血管圖像。
也就是說，如上的磁共振成像裝置20使用根據(jù)來自作為目標的血管的 血流信號強度、血流信號的相位變化量或者血流速等的血流信息而生成的觸發(fā)，來收集成像用的數(shù)據(jù)。更為具體而言，磁共振成像裝置20在成像掃
描中所取得的血流信號強度、血流信號的相位變化量或者血流速度成為由 預先所設定的閾值確定的預定范圍內(nèi)時，才收集成像數(shù)據(jù)。 (效果)
因此，根據(jù)磁共振成像裝置20，能夠按照實時取得的血流信息，以恰 當?shù)亩〞r收集成像數(shù)據(jù)。借此，可以使血管圖像的描繪性能得到提高。該 效果特別在執(zhí)行成像數(shù)據(jù)的收集定時較為重要的非造影MRA時較為顯著。
也就是說，以往，因為執(zhí)行ECG-prep掃描等的預掃描，并在預掃描的 執(zhí)行時以被認為是恰當?shù)某上駭?shù)據(jù)的收集定時(延遲時間)來執(zhí)行成像數(shù) 據(jù)的收集，所以在預掃描的執(zhí)行時和成像掃描的執(zhí)行時血流的狀態(tài)發(fā)生了 變化的情況下，存在恰當?shù)某上駭?shù)據(jù)收集定時(延遲時間)也發(fā)生變化的 可能性。
對此，就磁共振成像裝置20而言，因為在成像掃描的執(zhí)行中根據(jù)斷續(xù) 或者連續(xù)觀測到的作為目標的血管的血流信息，來生成成像序列的開始所 使用的觸發(fā)，所以，可以適應成像掃描執(zhí)行中被檢測體P的狀態(tài)，以更為 良好的定時收集成像數(shù)據(jù)。因此，作為取代以往以來一直使用的預掃描法 的技術，被人們所期待。而且，由于不斷地以良好的定時實施數(shù)據(jù)收集， 因而能夠?qū)崿F(xiàn)穩(wěn)定的血管圖像描繪。
另外，還可以根據(jù)血流信息，按任意的定時生成觸發(fā)。因此，即便在 收集抑制了血管部分的亮度的black blood圖像時，也可以通過生成觸發(fā)以 便按血流信號的強度較小的定時或血流的速度較慢的定時收集成像數(shù)據(jù)， 從而來獲得對比度穩(wěn)定的圖像。
除此之外，與一邊改變延遲時間一邊遍及多個心跳地執(zhí)行的ECG-prep 等的預掃描相比，因為收集探針數(shù)據(jù)所需的預掃描較短，所以帶來攝像時 間的縮短化。
再者，根據(jù)磁共振成像裝置20，不需要ECG同步，并且不僅僅是FBI 法，還可以使用于TOF法等各種各樣的成像法中。換言之，在FBI法中可 以不使用ECG同步。
權利要求
1、一種磁共振成像裝置，其特征為，具備觸發(fā)生成單元，通過從被檢測體收集磁共振信號來取得上述被檢測體的血流信息，根據(jù)上述血流信息來生成觸發(fā)；血流圖像生成單元，利用上述觸發(fā)從上述被檢測體收集成像數(shù)據(jù)，使用上述成像數(shù)據(jù)來生成血流圖像數(shù)據(jù)；以及控制單元，進行交替重復執(zhí)行用來取得上述血流信息的探針序列和用來收集上述成像數(shù)據(jù)的成像序列的控制。
2、 如權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征為， 上述觸發(fā)生成單元構成為，取得來自作為目標的血管的血流的信號強度、來自上述血流的信號強度的絕對值或者根據(jù)來自上述血流的信號而生 成的圖像數(shù)據(jù)的亮度值，作為上述血流信息。
3、 如權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征為， 上述觸發(fā)生成單元構成為，取得作為目標的血管的血流速度，作為上述血^荒^f言息。
4、 如權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征為， 上述觸發(fā)生成單元構成為，取得來自作為目標的血管的血流的信號在時間上的相位變化量，作為上述血流信息。
5、 如權利要求4所述的磁共振成像裝置，其特征為， 上述觸發(fā)生成單元構成為，取得各時相上的信號和作為基準的信號之間的相位差分，作為上述相位變化量。
6、 如權利要求4所述的磁共振成像裝置，其特征為， 上述觸發(fā)生成單元構成為，取得時間上相鄰的信號間的相位差分，作為上述相位變化量。
7、 如權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征為， 上述觸發(fā)生成單元構成為，通過在上述成像數(shù)據(jù)的收集區(qū)域下游一側(cè)對包含作為目標的血管的局部區(qū)域進行激勵，來取得上述血流信息。
8、 如權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征為， 上述觸發(fā)生成單元構成為，對包含作為目標的血管的局部區(qū)域進行激勵，并使用基于相位對比法的序列，取得作為上述目標的血管的血流速度， 作為上述血流信息。
9、 如權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征為， 上述觸發(fā)生成單元構成為，在判定為在由下述閾值確定的范圍內(nèi)存在表示上述血流信息的值時，生成上述觸發(fā)，其中上述閾值是對表示上述血 流信息的值而預先設定的。
10、 如權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征為， 上述觸發(fā)生成單元構成為，對包含作為目標的血管的局部區(qū)域進行激勵，并使用場回波類或自旋回波類的序列，收集通過k空間中心的、l行的 量的k空間數(shù)據(jù)，在判定為在由下述閾值確定的范圍內(nèi)存在表示上述血流 信息的值時，生成上述觸發(fā)，其中上述閾值是對表示由上述k空間數(shù)據(jù)獲 得的血流信息的值而預先設定的。
11、 如權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征為， 上述觸發(fā)生成單元構成為，在判定為在由對于表示上述血流信息的值而預先設定的閾值所確定的、極大值一側(cè)的第1范圍內(nèi)，存在表示上述血 流信息的值時，生成應在表示上述血流信息的值為極大值的期間執(zhí)行的第1 成像序列用觸發(fā)；另一方面，在判定為在由對于表示上述血流信息的值而 預先設定的閾值所確定的、極小值一側(cè)的第2范圍內(nèi)，存在表示上述血流 信息的值時，生成應在表示上述血流信息的值為極小值的期間執(zhí)行的第2成像序列用觸發(fā)，上述血流圖像收集單元構成為，通過在利用上述第1成像序列所收集的第1成像數(shù)據(jù)和利用上述第2成像序列所收集的第2成像數(shù)據(jù)之間進行 差分處理，來生成上述血流圖像數(shù)據(jù)。
12、 如權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征為， 上述觸發(fā)生成單元構成為，按一定的間隔反復收集上述磁共振信號，在判定為在由下述閾值所確定的范圍內(nèi)存在表示上述血流信息的值時，生 成上述觸發(fā)，其中上述閾值是對表示從上述磁共振信號獲得的血流信息的 值而預先設定的；另一方面，在判定為在上述范圍內(nèi)沒有表示上述血流信 息的值時，不生成上述觸發(fā)。
13、 如權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征為， 上述觸發(fā)生成單元構成為，在判定為在由下述閾值所確定的范圍內(nèi)存在表示上述血流信息的值之前，反復收集上述磁共振信號，在判定為在上 述范圍內(nèi)存在表示上述血流信息的值時，生成上述觸發(fā)，其中上述閾值是 對表示從上述磁共振信號獲得的血流信息的值而預先設定的。
14、 如權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征為， 上述血流圖像收集單元構成為，通過使用了自旋回波類序列的非造影3維掃描來收集上述成像數(shù)據(jù)，從而作為T2增強圖像數(shù)據(jù)來生成上述血流圖 像數(shù)據(jù)。
15、 如權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征為， 上述血流圖像收集單元構成為，使用穩(wěn)態(tài)自由進動序列，來收集上述成像數(shù)據(jù)o
16、 如權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征為， 上述血流圖像收集單元構成為，采用飛行時間法以非造影方式對作為目標的血流施加飽和脈沖，利用流入效應，使用場回波類序列來收集流入攝像剖面的飽和后的血液信號，作為上述成像數(shù)據(jù)。
17、 一種磁共振成像方法，其特征為，具有觸發(fā)生成步驟，通過從被檢測體收集磁共振信號來取得上述被檢測體 的血流信息，根據(jù)上述血流信息來生成觸發(fā)；血流圖像數(shù)據(jù)生成步驟，利用上述觸發(fā)從上述被檢測體收集成像數(shù)據(jù)， 使用上述成像數(shù)據(jù)來生成血流圖像數(shù)據(jù)；以及控制步驟，進行交替重復執(zhí)行用來取得上述血流信息的探針序列和用 來收集上述成像數(shù)據(jù)的成像序列的控制。
全文摘要
本發(fā)明提供磁共振成像裝置及磁共振成像方法。磁共振成像裝置具備觸發(fā)生成單元、血流圖像生成單元及控制單元。觸發(fā)生成單元通過從被檢測體收集磁共振信號來取得上述被檢測體的血流信息，根據(jù)上述血流信息來生成觸發(fā)。血流圖像生成單元利用上述觸發(fā)來從上述被檢測體收集成像數(shù)據(jù)，使用上述成像數(shù)據(jù)來生成血流圖像數(shù)據(jù)?？刂茊卧M行交替重復執(zhí)行用來取得上述血流信息的探針序列和用來收集上述成像數(shù)據(jù)的成像序列的控制。
文檔編號A61B5/055GK101647699SQ20091016700
公開日2010年2月17日 申請日期2009年8月12日 優(yōu)先權日2008年8月12日
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