專利名稱：磁共振成像裝置以及同步攝像方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及測定來自被檢者中的氫或磷等的核磁共振(以下稱作“NMR”)信號并對核的密度分布和弛豫時間分布等進行圖像化的磁共振成像裝置以及同步測量方法，特別涉及同步測量的攝像效率提高。
背景技術(shù)：
核磁共振成像(以下稱作“MR”)裝置是測量構(gòu)成被檢者的組織的原子核自旋產(chǎn)生的NMR信號(回波信號)，并對其頭部、腹部、四肢等的形態(tài)或機能進行二維或三維圖像化的裝置。在攝像中，對于回波信號，由傾斜磁場付與不同相位編碼并進行頻率編碼，來作為時間序列數(shù)據(jù)進行測量。所測量的回波信號，通過二維或三維傅立葉變換而重構(gòu)為圖像。在上述MRI裝置的攝像中，一般需要幾分鐘到幾十分鐘的攝像時間，因此在攝像中不能避免被檢者的心跳或呼吸等體動。為此，在圖像上產(chǎn)生因體動所致的偽影 (artifact)從而畫質(zhì)會劣化的事實是公知的。在MRI裝置的攝像中，作為避免上述問題點的方法，如專利文獻1 3所公開的那樣，利用如下方法在被檢者處裝備心電極或脈搏波傳感器等來檢測生物信號，將所檢測出的生物信號作為觸發(fā)信號，并使收集回波信號的時刻(timing)與心臟的運動等同步來進行攝像。即，在專利文獻1 3中，通過與觸發(fā)信號同步，僅在被檢者的較小的運動的時相來選擇性地進行回波信號的測量，從而良好地抑制了因體動所致的圖像上的偽影。專利文獻1 JP特開2008-125986號公報專利文獻2 JP特開2008-136851號公報專利文獻3 JP專利第4090619號公報在專利文獻1和專利文獻2中，由于僅在被檢者的較小的運動的時相來選擇性地進行回波信號測量，因此殘留了攝像時間會延長的課題。而特別在專利文獻3所講述的心電同步測量方法中，在舒張期，執(zhí)行按每固定的多次心跳來對收集規(guī)定的切片編碼量份的回波信號的動作進行重復(fù)的三維掃描。這樣，雖然排除了紊亂流動的血液流動的影響，測量的是在穩(wěn)定的血液流動狀態(tài)下的回波信號，提高了重構(gòu)圖像的對比度，但由于是按每固定的多次心跳來重復(fù)脈沖序列，因此所謂的攝像時間延長的課題仍然未解決。

發(fā)明內(nèi)容
為此，本發(fā)明的目的在于，在利用了 MRI裝置的、使與被檢者的周期性的體動信息同步的攝像中，維持期望的圖像對比度，并縮短攝像時間。為了實現(xiàn)上述目的，本發(fā)明，在與從具有周期性的體動的被檢者的該周期性的體動信息中檢測出的觸發(fā)信息同步的回波信號的同步測量中，設(shè)置回波信號的測量期間之前的第一期間和之后的第二期間兩者中的至少一者，將K空間分割成多個部分區(qū)域，并在與低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量、和與高空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量中，使第一期間和第二期間兩者中的至少一者不同。
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具體而言，本發(fā)明的MRI裝置具備檢測部，其從被檢體的周期性的體動信息中檢測觸發(fā)信息；測量控制部，其對與觸發(fā)信息同步來測量來自被檢體的回波信號的同步測量進行控制；和運算處理部，其基于將回波信號的數(shù)據(jù)配置于K空間而形成的K空間數(shù)據(jù)，來取得被檢體的圖像；同步測量設(shè)置有回波信號的測量期間之前的第一期間和之后的第二期間兩者中的至少一者，其中，運算處理部將K空間分割成多個部分區(qū)域，測量控制部，在與低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量、和與高空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量中，使第一期間和第二期間兩者中的至少一者不同。另外，本發(fā)明的同步攝像方法，具備檢測步驟，從被檢體的周期性的體動信息中檢測觸發(fā)信息；測量控制步驟，對與觸發(fā)信息同步來測量來自被檢體的回波信號的同步測量進行控制；將配置有回波信號的數(shù)據(jù)的K空間分割成多個部分區(qū)域的步驟；和運算處理步驟，利用回波信號來取得被檢體的圖像；同步測量設(shè)置有回波信號的測量期間之前的第一期間和之后的第二期間兩者中的至少一者，其中，在測量控制步驟中，在與低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量、和與高空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量中，使第一期間和第二期間兩者中的至少一者不同。根據(jù)本發(fā)明的MRI裝置以及同步攝像方法，在使與被檢者的周期性的體動信息同步的攝像中，維持期望的圖像對比度，并縮短攝像時間。


圖1是表示本發(fā)明的MRI裝置的一實施例的整體基本構(gòu)成的框圖。圖2是表示本發(fā)明的三維K空間的分割的一例的圖。圖3是表示本發(fā)明的三維K空間的分割設(shè)定用⑶I的一例的圖。圖4是表示本發(fā)明的三維K空間的分割設(shè)定用GUI的其他一例的圖。圖5是表示本發(fā)明的第一實施方式的心電同步測量的一例的圖。(a)是分別表示作為觸發(fā)信號的心電波形的R波、和回波信號測量的時間表的圖。(b)是表示用于回波信號測量的脈沖序列的時序圖。圖6是表示本發(fā)明的第一實施方式的處理流程的流程圖。圖7是表示在一個心跳周期中測量的回波數(shù)據(jù)數(shù)(N)的決定處理流程的流程圖。圖8是表示本發(fā)明的第二實施方式的心電同步測量的一例的圖。(a)是分別表示在取得T2強調(diào)圖像的情況下的觸發(fā)信號和回波信號測量的時間表的圖。(b)是表示用于回波信號測量的脈沖序列的時序圖。圖9是表示本發(fā)明的第二實施方式的處理流程的流程圖。圖10是表示與部分區(qū)域?qū)?yīng)的觸發(fā)信號待機次數(shù)(NT)的設(shè)定處理流程的流程圖。符號說明1 被檢者2 靜磁場產(chǎn)生系統(tǒng)3 傾斜磁場產(chǎn)生系統(tǒng)4 測量控制部5 發(fā)送系統(tǒng)
6 接收系統(tǒng)7:信號處理系統(tǒng)8 中央處理裝置(CPU)9 傾斜磁場線圈10:傾斜磁場電源11 高頻振蕩器12 調(diào)制器13 高頻放大器14a 高頻線圈(發(fā)送線圈)14b 高頻線圈(接收線圈)15 信號放大器16:正交相位檢波器17 :A/D 變換器18 磁盤19 光盤20 顯示器21 :R0M(只讀存儲器)22 =RAM(隨機存取存儲器)23 軌跡球或鼠標(biāo)24 鍵盤51 機架(gantry)52:工作臺53 框體54 處理裝置
具體實施例方式以下，依照附圖，針對本發(fā)明的MRI裝置的優(yōu)選實施方式進行詳細說明。此外，在用于說明發(fā)明的實施方式的全部圖中，具有相同機能的部分標(biāo)注同一符號，并省略其重復(fù)的說明。首先，基于圖1說明本發(fā)明的MRI裝置的一例的整體概要。圖1是表示本發(fā)明的 MRI裝置的一實施例的整體構(gòu)成的框圖。該MRI裝置是利用NMR現(xiàn)象來得到被檢者的斷層圖像的裝置，如圖1所示，MRI裝置具備靜磁場產(chǎn)生部2、傾斜磁場產(chǎn)生部3、發(fā)送部5、接收部6、信息處理部7、以及測量控制部4而構(gòu)成。靜磁場產(chǎn)生部2，若是垂直磁場方式，則在被檢者1周圍的空間中與其體軸正交的方向上，若是水平磁場方式，則在體軸方向上使均勻的靜磁場產(chǎn)生，在被檢者1的周圍配置有永久磁鐵方式、常導(dǎo)(normal conduction)方式、或超導(dǎo)方式的靜磁場產(chǎn)生源。傾斜磁場產(chǎn)生部3由在MRI裝置的坐標(biāo)系(靜止坐標(biāo)系)X、Y、Z三軸方向上所卷繞的傾斜磁場線圈9、以及驅(qū)動各傾斜磁場線圈的傾斜磁場電源10構(gòu)成。通過依照來自后述的測量控制部4的命令來驅(qū)動各線圈的傾斜磁場電源10，X、Y、Z三軸方向的傾斜磁場Gx、Gy、fe被施加于被檢者1橫躺的靜磁場空間。攝像時，在與切片(slice)面(攝像截面)正交的方向上施加切片方向傾斜磁場脈沖( )，設(shè)定對于被檢者1的切片面，在與該切片面正交且彼此正交的剩下的兩個方向上施加相位編碼方向傾斜磁場脈沖(Gp)和頻率編碼方向傾斜磁場脈沖(Gf)，并在回波信號中編碼各方向的位置信息。發(fā)送部5為了在構(gòu)成被檢者1的生物組織的原子的原子核自旋中激發(fā)NMR現(xiàn)象， 對被檢者1照射高頻磁場脈沖(以下稱為“RF脈沖”)，發(fā)送部5由高頻振蕩器11、調(diào)制器 12、高頻放大器13、以及發(fā)送側(cè)的高頻線圈(發(fā)送線圈)1 構(gòu)成。從高頻振蕩器11輸出的高頻脈沖，在基于來自測量控制部4的指令的時刻下，由調(diào)制器12進行振幅調(diào)制，并將該振幅調(diào)制后的高頻脈沖由高頻放大器13放大，之后，提供給接近被檢者1進行配置的高頻線圈14a，從而將RF脈沖照射到被檢者1。接收部6檢測通過構(gòu)成被檢者1的生物組織的原子核自旋的NMR現(xiàn)象而釋放的回波信號，接收部6由接收側(cè)的高頻線圈(接收線圈)14b、信號放大器15、正交相位檢波器 16、以及A/D變換器17構(gòu)成。由從發(fā)送側(cè)的高頻線圈1 照射的RF脈沖所激發(fā)的被檢者 1的響應(yīng)的回波信號，由接近被檢者1進行配置的高頻線圈14b檢測，并在由信號放大器15 放大后，在基于來自測量控制部4的指令的時刻下，由正交相位檢波器16分割成正交的兩個系統(tǒng)的信號，且分別由A/D變換器17轉(zhuǎn)換為數(shù)字量，作為回波信號送往運算處理部7。以下，將變換為數(shù)字量的回波信號稱作回波數(shù)據(jù)。測量控制部4是基于某個規(guī)定的脈沖序列來控制傾斜磁場產(chǎn)生部3、發(fā)送部5、以及接收部6，并對RF脈沖和傾斜磁場脈沖的施加、回波信號的測量進行重復(fù)的控制單元。測量控制部4在CPU8的控制下工作，將被檢者1的斷層圖像的重構(gòu)所需的回波信號收集所需的各種命令送往傾斜磁場產(chǎn)生部3、發(fā)送部5、以及接收部6，并對它們進行控制。信息處理部7進行各種數(shù)據(jù)處理和處理結(jié)果的顯示以及保存等，由CPU(運算處理部)8、光盤19和磁盤18等外部存儲裝置、以及顯示器20構(gòu)成。若將來自接收部6的回波數(shù)據(jù)輸入到CPU8中，則該回波數(shù)據(jù)被存儲到CUP8內(nèi)的與K空間對應(yīng)的存儲器中(以下，有關(guān)將回波信號或回波數(shù)據(jù)配置于K空間的內(nèi)容的描述，是指將回波數(shù)據(jù)寫入該存儲器來進行存儲。而且，將配置于K空間的回波數(shù)據(jù)稱為K空間數(shù)據(jù))。然后，CPU8對該K空間數(shù)據(jù)執(zhí)行信號處理、圖像重構(gòu)等運算處理，在顯示器20中顯示作為其結(jié)果的被檢者1的斷層圖像，并記錄到外部存儲裝置。操作部25受理來自操作者的、MRI裝置的各種控制信息或用上述運算處理部7進行的處理的控制信息的輸入，由軌跡球或鼠標(biāo)23、以及鍵盤M構(gòu)成。該操作部25接近顯示器20進行配置，操作者邊觀察顯示器20邊通過操作部25交互式地控制MRI裝置的各種處理。本發(fā)明涉及的MRI裝置還具備心電極31，其安裝于被檢者處并從被檢者取得心電波形信號；和心電波形監(jiān)測器32，其被輸入來自心電極的信號，并檢測被檢者的心電波形以及其R波(觸發(fā)信號)。心電波形監(jiān)測器32檢測出的心電波形信息(周期性的體動信息的一例)經(jīng)由測量控制部4輸入到CPU8，測量控制部4與觸發(fā)信號(觸發(fā)信息)同步，基于規(guī)定的脈沖序列來控制上述各部，由此控制同步測量。此外，在圖1中，發(fā)送側(cè)的高頻線圈Ha和傾斜磁場線圈9，若在被檢者1被插入的靜磁場產(chǎn)生部2的靜磁場空間內(nèi)是垂直磁場方式，則與被檢者1對置地進行配置，若是水平磁場方式，則按照環(huán)繞被檢者1的方式進行配置。另外，接收側(cè)的高頻線圈14b按照與被檢者1對置或環(huán)繞的方式進行設(shè)置。目前的MRI裝置的攝像對象核種，在臨床上普及的是被檢者的主要構(gòu)成物質(zhì)，即氫原子核(質(zhì)子)。通過對與質(zhì)子密度的空間分布、激發(fā)狀態(tài)的弛豫時間的空間分布有關(guān)的信息進行圖像化，來對人體頭部、腹部、四肢等的形態(tài)或機能進行二維或三維攝像。(K空間的分割)首先，關(guān)于本發(fā)明的K空間的分割進行說明。本發(fā)明的MRI裝置以及同步攝像方法，在與從被檢體的周期性的體動信息中檢測出的觸發(fā)信息同步的同步測量中，設(shè)置回波信號的測量期間之前的第一期間和之后的第二期間兩者中的至少一者。然后，將K空間分割成多個部分區(qū)域，在與低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量、和與高空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量中，使第一期間和第二期間兩者中的至少一者不同。在K空間為二維的情況下，在相位編碼方向上進行K空間的分割，在K空間為三維的情況下，在切片編碼方向和相位編碼方向兩者中的至少一個方向上進行K空間的分割。K 空間的分割的一例如圖2所示。圖2示出將三維K空間200在切片編碼方向(kz)上關(guān)于與通過原點的切片軸(Slice (kz))垂直的平面呈正負對稱地分割的例子，在正負各側(cè)分割成三個區(qū)域(區(qū)域201、202、203)。具體而言，CPU8將三維K空間分割成包含原點的低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域201、和在該部分區(qū)域201兩側(cè)的高空間頻率側(cè)分別分割的兩個部分區(qū)域202-1以及203-1、和202-2以及203-2 (關(guān)于連字符號“-”以后的數(shù)字，1是指K空間切片編碼方向(Kz)的正側(cè)，2是指負側(cè))。進而，分割的比例能夠按照操作者的設(shè)定而變更。 圖2示出將部分區(qū)域201設(shè)定為三維K空間整體的50%，且將部分區(qū)域202和部分區(qū)域203 分別設(shè)定為三維K空間整體的各25%，來分割三維K空間的例子。此外，還可以在相位編碼方向上分割K空間。將各分割區(qū)域占三維K空間整體的比例設(shè)為由操作者可變更的攝像參數(shù)。該各分割區(qū)域占K空間整體的比例的設(shè)定能夠如圖3所示那樣經(jīng)由⑶1300由操作者進行。圖 3所示的例子是在操作者輸入設(shè)定⑶1300上的三維K空間的分割數(shù)(kgment#(301))后， CPU8使用于分別決定各部分區(qū)域占整體的比例(Data Rate)的標(biāo)簽(tag)顯示在顯示器 20中，操作者對于每部分區(qū)域占三維K空間整體的比例標(biāo)簽(302，303，304)輸入設(shè)定期望的數(shù)值。CPU8基于這些操作者的設(shè)定輸入來決定各自的部分區(qū)域的比例，并且將該設(shè)定信息通知給測量控制部4?；蛘?，如圖4所示，還能夠使操作者僅輸入設(shè)定三維K空間的分割數(shù) (Segment#301)、以及K空間的低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域占K空間整體的比例(Data Rate302)，CPU8將剩余的部分區(qū)域占K空間整體的比例設(shè)為平均分割，來計算并決定剩余的部分區(qū)域占K空間整體的比例，并將各部分區(qū)域的比例通知給測量控制部4。以下，以假設(shè)體動為心臟的跳動，周期性的體動信息為心電波形，觸發(fā)信號(觸發(fā)信息的一例)為心電波形的R波，且與該觸發(fā)信號同步來控制回波信號的測量的心電同步測量為例，說明本發(fā)明的各實施方式。但是，本發(fā)明不局限于心電同步測量，還能夠應(yīng)用于血液流動的脈動或關(guān)節(jié)的周期性的運動等其他周期性的體動。(第一實施方式)
接下來，關(guān)于本發(fā)明的MRI裝置以及同步攝像方法的第一實施方式進行說明。本實施方式在觸發(fā)信息和回波信號的測量期間之間設(shè)定延遲時間來作為第一期間，并使與高空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量中的延遲時間比與低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量中的延遲時間短。本實施方式適合例如Tl強調(diào)圖像的取得。以下，基于圖5 圖7說明本實施方式。首先，用圖5來說明本實施方式的概要。圖5示出檢測被檢者的心電波形，并將其 R波作為觸發(fā)信號，與該觸發(fā)信號同步進行的本實施方式的心電同步測量的一例。圖5(a) 分別示出了作為觸發(fā)信號的心電波形的R波、和回波信號測量的時間表。另外，圖5(b)示出了用于回波信號測量的脈沖序列的一例的時序圖。若由操作者來起動圖5所示的心電同步測量，則測量控制部4與觸發(fā)信號501同步來驅(qū)動脈沖序列。測量控制部4以短的重復(fù)時間(TR)重復(fù)該脈沖序列并測量回波信號(503)，但在部分區(qū)域201的回波信號測量中，從觸發(fā)信號起經(jīng)過一定時間(延遲時間 Delay time)不進行回波信號收集而進行空測量502。該空測量502雖然用相同的脈沖序列，但不測量回波信號，或者即使測量也不用于圖像重構(gòu)。而像這樣從觸發(fā)信號起設(shè)置一定的延遲時間來進行空測量的理由是，延遲時間的時間帶為心臟的收縮期，心臟的運動快，因此在心臟的運動較緩的舒張期來進行回波信號的測量。這樣，能夠減少因心臟的運動而在圖像上產(chǎn)生的偽影，從而取得高畫質(zhì)的圖像。測量控制部4在從觸發(fā)信號起經(jīng)過一定時間(延遲時間Delay time)后，在被檢者的體動少的時間帶，以短的重復(fù)時間(TR)來改變相位編碼，至少重復(fù)脈沖序列一次，至少測量與部分區(qū)域201對應(yīng)的回波信號一次以上。然后，測量控制部4在這樣的延遲時間后，在每一個心跳周期中，以多次心跳來重復(fù)執(zhí)行以短的重復(fù)時間(TR)來重復(fù)脈沖序列而進行的回波信號的測量，并將與部分區(qū)域201對應(yīng)的回波信號全部測量。其次，若轉(zhuǎn)移到部分區(qū)域202的回波信號的測量，則測量控制部4將延遲時間設(shè)定得較短，并使在一個心跳周期中測量的回波信號的數(shù)目增加。在圖5中，與部分區(qū)域201的回波信號測量時比較，部分區(qū)域202的回波信號測量時的延遲時間將變短脈沖序列的重復(fù)時間(TR)的一次重復(fù)時間份(1TR)，但延遲時間的縮短并不限定于1TR，另外，也不限定于脈沖序列的重復(fù)時間(TR)單位，而能夠任意地進行設(shè)定。同樣，在轉(zhuǎn)移到部分區(qū)域203的回波信號測量的階段，測量控制部4與部分區(qū)域 202的回波信號測量時比較，將部分區(qū)域203的回波信號測量時的延遲時間進一步設(shè)定短， 從而使在一個心跳周期中測量的回波信號的數(shù)目增加。圖5的例子示出設(shè)定為延遲時間等于零(Delay Time = 0)的情況。即，測量控制部4在觸發(fā)信號后沒有空測量而立即進行回波信號的測量。—般而言，低空間頻率區(qū)域的回波信號，其強度大，是支配包含圖像的對比度在內(nèi)的畫質(zhì)的重要的信號。通過設(shè)定延遲時間以使能夠在心臟的運動較緩的舒張期測量這樣的低空間頻率區(qū)域的回波信號，來減少因運動而引起的偽影，能夠取得具有期望的對比度的圖像。另一方面，高空間頻率區(qū)域的回波信號，與低空間頻率區(qū)域的回波信號不同，不影響圖像的對比度，而有助于圖像的分辨率。另外，由于高空間頻率區(qū)域的回波信號的強度小，因此對圖像的影響少。因而，如本實施方式那樣，以減少延遲時間而落入收縮期中的時
9間帶來測量部分區(qū)域202和203的回波信號，即使在圖像重構(gòu)中使用這些回波信號也對圖像的影響輕微。因而，像本實施方式那樣，越是高空間頻率區(qū)域的回波信號，越可以減少延遲時間來進行測量。反之，由于能夠通過縮短高空間頻率區(qū)域的回波信號測量時的延遲時間來增加能測量的回波信號數(shù)，因此能夠縮短整體的攝像時間。另外，本實施方式，如前所述，在一個心跳周期內(nèi)，以短的重復(fù)時間(TR)來重復(fù)脈沖序列從而測量回波信號。為此，本實施方式適合Tl強調(diào)圖像的取得。為此，作為適合Tl 強調(diào)圖像的取得的脈沖序列，例如，利用圖5(b)所示的自旋回波(SE)序列。圖5(b)所示的時序圖的RF、Gs、Gp、Gf以及Echo分別表示RF脈沖、切片傾斜磁場、相位編碼傾斜磁場、頻率編碼傾斜磁場、以及回波信號。在將切片選擇傾斜磁場512施加于被檢者的狀態(tài)下，對被檢者施加90度RF脈沖511，來90度激發(fā)期望的區(qū)域的磁化，從而使橫磁化產(chǎn)生。其后，立即施加切片重相位傾斜磁場513來使伴隨期望區(qū)域的激發(fā)的橫磁化的相位分散再次收斂。 接下來，施加切片編碼傾斜磁場514，在回波信號的相位對切片編碼方向的空間信息進行編碼。另外，為了使對稱的回波信號產(chǎn)生，施加頻率失相(cbphase)傾斜磁場515，使橫磁化的相位分散。其后，施加切片傾斜磁場517和180度RF脈沖516，使橫磁化反相180度而再次收斂。然后，施加相位編碼傾斜磁場518，在回波信號的相位對相位編碼方向的空間信息進行編碼，一邊施加頻率編碼傾斜磁場519 —邊測量回波信號520。這樣，對回波信號520對頻率編碼方向的空間信息進行編碼。一邊將以上的各脈沖變?yōu)榍衅幋a傾斜磁場514和相位編碼傾斜磁場518兩者中的至少一者，一邊以短的重復(fù)時間(TR)進行重復(fù)，來測量各部分區(qū)域的回波信號。另外，本實施方式通過利用前述的延遲時間來進行空測量，能夠在回波信號測量前使來自激發(fā)區(qū)域的回波信號的強度穩(wěn)定化。特別在與低空間頻率區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量時，通過積極利用延遲時間來進行空測量，從而測量強度穩(wěn)定的回波信號而取得高畫質(zhì)的圖像。以上是本實施方式的概要。接下來，利用圖6、圖7所示的流程圖來說明本實施方式的動作流程。圖6表示本實施方式的動作流程的概要，圖7特別表示步驟602的處理的詳細情況。這些處理流程作為程序存儲于外部存儲裝置，根據(jù)需要通過CPU8讀取到其存儲器中執(zhí)行來執(zhí)行。此外，圖6、圖7表示了，在經(jīng)由例如圖3、圖4所示的GUI而事先由操作者輸入設(shè)定三維K空間的分割數(shù)，CPU8按照該輸入的設(shè)定值來決定K空間的分割數(shù)后的處理流程。在步驟601中，若由操作者起動心電同步測量，則測量控制部4將被檢體的心電波形中的R波作為用于進行同步測量的觸發(fā)信號來開始其得讀取。在步驟602中，決定與三維K空間的部分區(qū)域?qū)?yīng)的、在一個心跳周期中測量的回波信號數(shù)(N)或延遲時間(Td)等。該決定處理的詳細情況基于圖7進行后述。此外，步驟 601和602的執(zhí)行順序哪一個在先均可。在步驟603中，控制測量部4等待觸發(fā)信號。在步驟604中，如接收到觸發(fā)信號，則測量控制部4進行待機步驟602中決定的延遲時間(Td)的處理。在該延遲時間(Td)期間中，測量控制部4進行前述的空測量605。在步驟606中，將經(jīng)過延遲時間(Td)后的時間點設(shè)為被檢者的運動最少的時刻， 如圖5所示，執(zhí)行一個心跳周期的回波信號測量。即，測量控制部4改變切片編碼傾斜磁場或者相位編碼傾斜磁場的施加量，進行在步驟602中所設(shè)定的、在一個心跳周期中測量的回波信號數(shù)份的測量。在步驟607中，在一個心跳周期的回波信號測量結(jié)束、且心電同步測量未結(jié)束的情況下，回到步驟601，進行再次觸發(fā)信號的讀取的開始、和在與K空間的部分區(qū)域?qū)?yīng)的一個心跳周期中收集的回波信號數(shù)的決定，且直到攝像結(jié)束為止都重復(fù)執(zhí)行步驟601 606。以上，是本實施方式的處理流程的概要。接下來，基于圖7所示的流程圖來說明步驟602的在一個心跳周期中測量的回波信號數(shù)的決定處理流程。在步驟701中，CPU8以部分區(qū)域201的回波信號測量時的延遲時間(Tdl)和測量的回波信號數(shù)(Ni)為基準(zhǔn)，求取部分區(qū)域202的回波信號測量時的、延遲時間(Td2)、測量回波信號數(shù)(N2)、和部分區(qū)域203的回波信號測量時的、延遲時間(Td3)、測量回波信號數(shù) (N3)。此外，測量回波信號數(shù)(Ni)和延遲時間(Tdl)可以是例如下述情況中的任一者操作者設(shè)定測量回波信號數(shù)(Ni)和延遲時間(Tdl)的情況；在操作者設(shè)定測量回波信號數(shù) (Ni)后，CPU8計算延遲時間(Tdl)的情況；以及在操作者設(shè)定延遲時間(Tdl)后，CPU8計算測量回波信號數(shù)(Ni)的情況。分割區(qū)域202、分割區(qū)域203中的延遲時間、測量回波信號數(shù)作為攝像參數(shù)，能夠例如利用由操作者設(shè)定的攝像高速化率Rapid Rate并通過下式求取。N2 = Nl X (1+Rapid Rate/100)，Td2 = Tdl+TRX (N2-N1) (1)N3 = N2X (1+Rapid Rate/100)，Td3 = Td2+TRX (N3-N2)攝像高速化率Rapid Rate能夠按照延遲時間最終成為最小值的方式自動計算出來，即，最后的部分區(qū)域(在這種情況下為部分區(qū)域20 的回波信號測量時的延遲時間成為最小值。在步驟702中，CPU8判斷是否為部分區(qū)域202的回波信號的測量，若是，則在步驟703中，將延遲時間和測量回波信號數(shù)分別設(shè)定為在(1)式中求得的部分區(qū)域202的值 Td2、N2,并通知給測量控制部4。在步驟704中，CPU8判斷是否為部分區(qū)域203的回波信號的測量，若是，則在步驟705中，將延遲時間和測量回波信號數(shù)分別設(shè)定為在(1)式中求得的部分區(qū)域203的值 Td3、N3,并通知給測量控制部4。以上，是步驟602的在一個心跳周期中測量的回波信號數(shù)的決定處理流程的說明。如以上說明所述，根據(jù)本實施方式的MRI裝置以及同步攝像方法，通過將三維K空間在切片編碼方向上分割多個，并與所分割的部分區(qū)域的切片編碼方向的位置對應(yīng)，使測量回波信號時的延遲時間不同，能夠使在一個心跳周期中測量的回波信號數(shù)增加，進行攝像時間的縮短化。具體而言，通過設(shè)定低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域的回波信號的測量時的延遲時間以使得成為期望的圖像對比度，能夠?qū)⑷S圖像的對比度維持為期望的狀態(tài)。然后， 通過將高空間頻率側(cè)的部分區(qū)域的回波信號的測量時的延遲時間設(shè)得比低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域的回波信號的測量時的延遲時間短，能夠在高空間頻率側(cè)的部分區(qū)域中使在一個心跳周期中測量的回波信號數(shù)增加，進行攝像時間的縮短化。此外，雖然在以上的本實施方式的說明中，以三維測量為例，但在二維的心電同步測量中，通過將二維K空間在相位編碼方向上分割成多個，并按照所分割的部分區(qū)域的相位編碼方向的位置，來使測量回波信號時的延遲時間不同，能夠在將二維圖形的對比度維持為期望的狀態(tài)的同時，使在一個心跳周期中測量的回波信號的數(shù)目增加，進行攝像時間的縮短化。(第二實施方式)接下來，說明本發(fā)明的MRI裝置以及同步攝像方法的第二實施方式。本實施方式設(shè)定從一個回波信號測量期間起到成為下一個回波信號測量期間的觸發(fā)的觸發(fā)信息為止的等待時間作為第二期間，使與高空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量中的等待時間比與低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量中的等待時間短。優(yōu)選是使等待時間相異周期性的體動的一個周期的整數(shù)倍。即，針對用于進行回波信號的測量的脈沖序列的重復(fù)時間，使在與高空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量的情況下的重復(fù)時間比在與低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量的情況下的重復(fù)時間短。本實施方式適合例如T2強調(diào)圖像的取得。以下，基于圖8 圖10僅說明與前述的第一實施方式不同的點，并省略相同點的說明。首先，用圖8說明本實施方式的概要。圖8示出檢測被檢者的心電波形并將其R波作為觸發(fā)信號，與該觸發(fā)信號同步進行的、本實施方式的心電同步測量的一例。圖8(a)分別示出了在取得T2強調(diào)圖像的情況下的觸發(fā)信號和回波信號測量的時間表。圖8(b)示出了用于回波信號測量的脈沖序列的一例的時序圖。測量控制部4從觸發(fā)信號801-la的檢測起經(jīng)過一定時間(延遲時間Delay time)后，起動脈沖序列來進行回波信號測量802-la。在該脈沖序列中，如圖8 (b)所示，利用能測量多個回波信號的FSE序列或EPI序列等的多重回波式的脈沖序列。詳細情況將后述。測量控制部4基于這樣的脈沖序列來控制規(guī)定數(shù)目的回波信號的測量。在該心跳周期下的回波信號測量后，為了得到T2強調(diào)圖像，將幾(例如2，；3)次心跳作為等待時間，在經(jīng)過該等待時間后，在觸發(fā)信號801-lb的再次檢出后，起動脈沖序列來進行回波信號的測量 802-lb。測量控制部4按每多個心跳周期(在此為每三個心跳周期)來重復(fù)多次這樣的將延遲時間后的回波信號的測量、和幾個心跳周期份的等待時間的待機作為一個單位的處理，也就是說，使脈沖序列的重復(fù)時間(TRl)=三個心跳周期，來測量部分區(qū)域201的回波信號。接下來，若轉(zhuǎn)移到分割區(qū)域202的回波信號測量，則測量控制部4從觸發(fā)信號 801- 的檢測起，與部分區(qū)域201的測量時相同，在經(jīng)過一定時間(延遲時間Delay time) 后，起動脈沖序列來進行回波信號的測量802-加。將其后的等待時間設(shè)定得比分割區(qū)域 201的回波信號測量時短。在圖8(a)的例子中，將脈沖序列結(jié)束后的等待時間設(shè)定得比分割區(qū)域201的情況短一次心跳周期份。但是，本實施方式不是要規(guī)定一個心跳周期作為等待時間的縮短程度，而能夠任意地設(shè)定。然后，在該等待時間后，在觸發(fā)信號801-2b的再次檢出后，起動脈沖序列來進行回波信號的測量802-2b。測量控制部4按每多個心跳周期(在此為每兩個心跳周期)來重復(fù)多次這樣的將延遲時間后的回波信號的測量、和比部分區(qū)域201的回波信號測量時短一個以上心跳動周期份的待機時間的待機作為一個單位的處理，也就是說，使脈沖序列的重復(fù)時間(TR2)=兩個心跳周期，來測量部分區(qū)域202的回波信號。同樣，在轉(zhuǎn)移到分割區(qū)域203的回波信號測量后的階段，測量控制部4將脈沖序列動作后的等待時間設(shè)定得比分割區(qū)域202的回波信號測量時短，從而使回波信號的測量周期縮短。也就是說，若轉(zhuǎn)移到分割區(qū)域203的回波信號測量，則測量控制部4從觸發(fā)信號 801_3a的檢測起，與部分區(qū)域201的測量時相同，在經(jīng)過一定時間(延遲時間Delay time) 后，起動脈沖序列來進行回波信號的測量802-3a。將其后的等待時間設(shè)定得比分割區(qū)域 202的回波信號測量時短。在圖8(a)的例子中，使脈沖序列結(jié)束后的等待時間與分割區(qū)域202的情況比較要短一個心跳周期份，其結(jié)果是，成為一個心跳周期以下的時間。然后， 在該等待時間后，在觸發(fā)信號801- 的再次檢出后，起動脈沖序列來進行回波信號的測量 802-北。也就是說，測量控制部4使脈沖序列的重復(fù)時間(TR3)= —個心跳周期來測量部分區(qū)域203的回波信號。總結(jié)以上的說明，本實施方式通過針對用于進行回波信號的測量的脈沖序列的重復(fù)時間(TR)，使等待時間不同，來使在與高空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量的情況下的重復(fù)時間比在與低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量的情況下的重復(fù)時間短。此外，在與高空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量中，可以使延遲時間等于零(Delay time = 0)。另外，本實施方式如前所述，與部分區(qū)域?qū)?yīng)，按每一個以上的心跳周期來重復(fù)多重回波式的脈沖序列從而測量回波信號。特別在低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域中，按每多個心跳周期來重復(fù)脈沖序列。因此，本實施方式適合T2強調(diào)圖像的取得。為此，作為適合T2強調(diào)圖像的取得的脈沖序列，利用如圖8(b)所示的FSE序列。圖8(b)所示的時序圖的RF、Gs、 Gp、Gf以及Echo與圖5(b)相同。FSE序列是重復(fù)圖5(b)所示的自旋回波序列的180度RF 脈沖(516-1 516-6)和切片傾斜磁場(517-1 517-5)和頻率編碼傾斜磁場(519-1 519-5)來測量多個回波信號(520-1 520-5)的脈沖序列，并在各回波信號的測量的前后， 將絕對量相同且極性不同的施加量的一對相位編碼傾斜磁場(801-la、801-lb 801- ， 其中，801-5b、801-3施加量零)按每回波信號的測量來改變其施加量而進行施加。為此，不施加相位編碼傾斜磁場518。這樣，能夠用一次的90度RF脈沖511來測量相位編碼不同的多個回波信號(520-1 520-5)。以上是本實施方式的概要。接下來，利用圖9、圖10所示的流程圖來說明本實施方式的動作流程。圖9示出本實施方式的動作流程的概要，圖10示出特別是步驟901的處理的詳細情況。這些處理流程作為程序存儲在外部存儲裝置中，根據(jù)需要由CPU8讀取到其存儲器中執(zhí)行，由此執(zhí)行。此外，與前述的第一實施方式的圖6、圖7的說明相同，操作者輸入設(shè)定三維K空間的分割數(shù)，CPU8按照所輸入的設(shè)定值來決定K空間的分割數(shù)。在步驟901中，若由操作者起動心電同步測量，則與進行攝像的K空間的部分區(qū)域?qū)?yīng)，進行觸發(fā)信號待機次數(shù)(NT)的設(shè)定。該設(shè)定處理的詳細情況基于圖10進行后述。在步驟902中，在上述觸發(fā)信號待機次數(shù)(NT)的設(shè)定完成后，測量控制部4開始觸發(fā)信號的讀取。在步驟903中，測量控制部4若接收到觸發(fā)信號，則在步驟904中，從所設(shè)定的觸發(fā)信號待機次數(shù)(NT)中減1。
在步驟905中，測量控制部4待機事先所設(shè)定的延遲時間(Td)。若在該延遲時間期間中進行前述的空測量，則其后測量的回波信號的強度穩(wěn)定，從而能夠得到高畫質(zhì)的圖像。在步驟906中，將經(jīng)過延遲時間(Td)后的時間點設(shè)為被檢者的運動最少的時刻， 測量控制部4執(zhí)行例如圖8(b)所示那樣的脈沖序列。在步驟907中，在該成像掃描結(jié)束后，測量控制部4再次進行觸發(fā)信號的讀取，若接收到觸發(fā)信號，則進行從設(shè)定的觸發(fā)信號待機次數(shù)(NT)中減去1的處理步驟908，且直到 NT = 0為止都執(zhí)行(909)。在步驟910中，若上述待機時間結(jié)束，則在不是攝像結(jié)束的情況下，回到步驟901， 再次進行觸發(fā)信號待機次數(shù)(NT)的設(shè)定，且直到攝像結(jié)束為止都重復(fù)上述步驟901 909。以上是本實施方式的處理流程的概要。接下來，基于圖10所示的流程圖來說明與步驟901的K空間的部分區(qū)域?qū)?yīng)的觸發(fā)信號待機次數(shù)(NT)的設(shè)定處理流程的概要。在步驟1001中，CPU8以分割區(qū)域201測量時的觸發(fā)信號待機次數(shù)(NTl)為基準(zhǔn)， 進行部分區(qū)域202的觸發(fā)信號待機次數(shù)(ND)、和部分區(qū)域203的觸發(fā)信號待機次數(shù)(NT3) 的設(shè)定。此外，觸發(fā)信號待機次數(shù)(NTl)可以是例如操作者設(shè)定觸發(fā)信號待機次數(shù)(NTl) 和預(yù)先存儲規(guī)定的值中的任一者。在分割區(qū)域202、分割區(qū)域203中的觸發(fā)信號待機次數(shù)作為攝像參數(shù)，能夠例如利用由操作者設(shè)定的攝像高速化率Rapid Rate并通過下式求取。NT2 = NTlX (1-Rapid Rate/100) (2)NT3 = NT2X (1-Rapid Rate/100)攝像高速化率Rapid Rate例如與前述的第一實施方式相同，也能夠按照延遲時間最終成為最小值的方式自動地計算出來。在步驟1002中，CPU8判斷是否為部分區(qū)域202的回波信號的測量，若是，則在步驟1003中，將觸發(fā)信號待機次數(shù)設(shè)定為用( 式求得的部分區(qū)域202的值NT2。在步驟1004中，CPU8判斷是否為部分區(qū)域203的回波信號的測量，若是，則在步驟1005中，將觸發(fā)信號待機次數(shù)設(shè)定為用( 式求得的部分區(qū)域203的值NT2。以上，是與步驟901的K空間的部分區(qū)域?qū)?yīng)的觸發(fā)信號待機次數(shù)(NT)的設(shè)定處理流程的說明。如以上說明所述，根據(jù)本實施方式的MRI裝置以及同步攝像方法，通過將三維K空間在切片編碼方向上分割多個，并與所分割的部分區(qū)域的切片編碼方向的位置對應(yīng)，使在測量回波信號后的等待時間不同，能夠進行攝像時間的縮短化。具體而言，通過設(shè)定低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域的回波信號的測量時的等待時間以使得成為期望的圖像對比度，能夠?qū)⑷S圖像的對比度維持成期望的狀態(tài)。然后，通過將高空間頻率側(cè)的部分區(qū)域的回波信號的測量時的等待時間設(shè)定得比低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域的回波信號的測量時的等待時間短，能夠進行攝像時間的縮短化。
以上是本發(fā)明的MRI裝置以及同步攝像方法的心電同步測量的各實施方式的說明。 但是，本發(fā)明的MRI裝置以及同步攝像方法不限于在上述各實施方式的說明中所公開的內(nèi)容，能夠在本發(fā)明的內(nèi)容的基礎(chǔ)上取得其他方式。例如，可以對第一實施方式的每部分區(qū)域的延遲時間的控制和第二實施方式的每部分區(qū)域的等待時間的控制進行組合來實施。另外，在第一實施方式中，可以利用FSE序列來取得T2強調(diào)圖像，在第二實施方式中，可以利用質(zhì)子強調(diào)圖像的取得、自旋回波(SE)序列。
權(quán)利要求
1.一種磁共振成像裝置，具備檢測部，其從被檢體的周期性的體動信息中檢測觸發(fā)信息；測量控制部，其對與所述觸發(fā)信息同步來測量來自所述被檢體的回波信號的同步測量進行控制；和運算處理部，其基于將所述回波信號的數(shù)據(jù)配置于K空間而形成的K空間數(shù)據(jù)，來取得所述被檢體的圖像，所述同步測量設(shè)置有所述回波信號的測量期間之前的第一期間和之后的第二期間兩者中的至少一者，所述磁共振成像裝置的特征在于，所述運算處理部將所述K空間分割成多個部分區(qū)域，所述測量控制部，在與低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量、和與高空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量中，使所述第一期間和所述第二期間兩者中的至少一者不同。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述K空間是包括切片編碼方向和相位編碼方向在內(nèi)的三維空間，所述K空間的分割在切片編碼方向上進行。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述測量控制部在所述觸發(fā)信息和所述回波信號的測量期間之間設(shè)置延遲時間作為所述第一期間。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述測量控制部使與所述高空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量中的所述延遲時間比與所述低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量中的所述延遲時間短。
5.根據(jù)權(quán)利要求3所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述測量控制部按每一個心跳周期來重復(fù)與所述部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述測量控制部設(shè)置從一個回波信號測量期間起到成為下一個回波信號測量期間的觸發(fā)的觸發(fā)信息為止的等待時間作為所述第二期間。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述測量控制部使與所述高空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量中的所述等待時間比與所述低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量中的所述等待時間短。
8.根據(jù)權(quán)利要求6所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述測量控制部使所述等待時間相異所述周期性的體動的一個周期的整數(shù)倍。
9.根據(jù)權(quán)利要求6所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述測量控制部按每多個心跳周期來重復(fù)與所述低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量。
10.根據(jù)權(quán)利要求6所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述測量控制部在所述觸發(fā)信息和所述回波信號的測量期間之間設(shè)置延遲時間作為所述第一期間，且與所述部分區(qū)域無關(guān)地使所述延遲時間相同。
11.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述測量控制部，針對用于進行所述回波信號的測量的脈沖序列的重復(fù)時間，使在與所述高空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量的情況下的重復(fù)時間比在與所述低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量的情況下的重復(fù)時間短。
12.根據(jù)權(quán)利要求3所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述測量控制部利用自旋回波序列來進行所述回波信號的測量。
13.根據(jù)權(quán)利要求6所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述測量控制部利用多重回波式的脈沖序列來進行所述回波信號的測量。
14.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述磁共振成像裝置具備輸入設(shè)定部，該輸入設(shè)定部受理用于將所述K空間分割成多個部分區(qū)域的分割數(shù)、和至少一個部分區(qū)域相對于所述K空間的比例的設(shè)定。
15.一種同步攝像方法，具備檢測步驟，從被檢體的周期性的體動信息中檢測觸發(fā)信息；測量控制步驟，對與所述觸發(fā)信息同步來測量來自所述被檢體的回波信號的同步測量進行控制；和運算處理步驟，利用所述回波信號來取得所述被檢體的圖像，所述同步測量設(shè)置有所述回波信號的測量期間之前的第一期間和之后的第二期間兩者中的至少一者，所述同步攝像方法的特征在于，還具備將配置有所述回波信號的數(shù)據(jù)的K空間分割成多個部分區(qū)域的步驟，在所述測量控制步驟中，在與低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量、和與高空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量中，使所述第一期間和所述第二期間兩者中的至少一者不同。
16.根據(jù)權(quán)利要求15所述的同步攝像方法，其特征在于，在所述測量控制步驟中，在所述觸發(fā)信息和所述回波信號的測量期間之間設(shè)置延遲時間作為所述第一期間。
17.根據(jù)權(quán)利要求15所述的同步攝像方法，其特征在于，在所述測量控制步驟中，設(shè)置從一個回波信號測量期間起到成為下一個回波信號測量期間的觸發(fā)的觸發(fā)信息為止的等待時間作為所述第二期間。
18.根據(jù)權(quán)利要求15所述的同步攝像方法，其特征在于，在所述測量控制步驟中，針對用于進行所述回波信號的測量的脈沖序列的重復(fù)時間， 使在與所述高空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量的情況下的重復(fù)時間比在與所述低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量的情況下的重復(fù)時間短。
全文摘要
在使與被檢者的周期性的體動信息同步的攝像中，維持期望的圖像對比度，并縮短攝像時間。為此，在與從具有周期性的體動的被檢者的該周期性的體動信息中檢測出的觸發(fā)信息同步的回波信號的同步測量中，設(shè)置回波信號的測量期間之前的第一期間和之后的第二期間兩者中的至少一者，并將K空間分割成多個部分區(qū)域，且在與低空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量、和與高空間頻率側(cè)的部分區(qū)域?qū)?yīng)的回波信號的測量中，使第一期間和第二期間兩者中的至少一者不同。
文檔編號A61B5/055GK102238909SQ20098014873
公開日2011年11月9日 申請日期2009年11月26日 優(yōu)先權(quán)日2008年12月4日
發(fā)明者板垣博幸, 熊井秀樹 申請人:株式會社日立醫(yī)療器械