專利名稱：磁共振成像裝置和磁共振成像方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及用拉莫爾(Larmor)頻率的高頻(RF)信號(hào)磁激勵(lì)受檢體的原子核自旋，根據(jù)伴隨該激勵(lì)產(chǎn)生的核磁共振(NMR =Nuclear Magnetic Resonance)信號(hào)重建圖像的磁共振成像(MRI Magnetic Resonance Imaging)裝置和磁共振成像方法，尤其涉及可以實(shí)施獲得血流像的MRA (Magnetic Resonance Angiography 磁共振血管成像)的磁共振成像裝置和磁共振成像方法。
背景技術(shù)：
磁共振成像是用拉莫爾頻率的RF信號(hào)磁激勵(lì)放置在靜磁場(chǎng)中的受檢體的原子核自旋，根據(jù)伴隨該激勵(lì)產(chǎn)生的MR信號(hào)重建圖像的拍攝法。
在該磁共振成像領(lǐng)域中，作為獲得血流像的方法已知有MRA。MRA中不使用造影劑的稱為非造影MRA。在非造影MRA中，考慮了通過(guò)與ECG (electro cardiogram，心電圖)同步地捕捉從心臟泵出的流速快的血流而良好地描繪血管的FBI (Fresh Blood Imaging,新鮮血液成像)法(例如，參照日本特開(kāi)平11-239571號(hào)公報(bào))。
作為與該FBI法并用的技術(shù)，考慮了用來(lái)測(cè)定適當(dāng)?shù)男碾娡降难舆t時(shí)間的稱為 ECG-prep的技術(shù)。ECG-pr印是這樣的技術(shù)，即，在成像用的FBI掃描之前，進(jìn)行用于確定適當(dāng)?shù)男碾娡降难舆t時(shí)間的準(zhǔn)備掃描即ECG-pr印掃描，以由ECG-pr印掃描確定的ECG延遲時(shí)間進(jìn)行FBI掃描。ECG-pr印掃描是通過(guò)緩慢改變從ECG信號(hào)的R波算起的延遲時(shí)間而進(jìn)行數(shù)據(jù)收集，獲得時(shí)相相互不同的多個(gè)一次拍攝(single shot)圖像的掃描。通過(guò)從由該ECG-pr印掃描得到的多個(gè)圖像選擇適當(dāng)?shù)孛枥L了血管的圖像，可以確定FBI掃描中的 ECG延遲時(shí)間。由此，可以在流速更慢的時(shí)相中描繪流速快的血流。
另夕卜，作為用來(lái)從由ECG-pmp掃描收集的多個(gè)ECG-PMP圖像選擇最佳的 ECG-prep圖像的技術(shù)，還考慮了稱為FBI-NAVI的技術(shù)(例如，參照日本特開(kāi)2008-23317號(hào)公報(bào))。
但是，存在如果不參照ECG-pMp圖像即便是熟練的技術(shù)人員也難以確定心電同步中的延遲時(shí)間即作為拍攝定時(shí)的時(shí)相的現(xiàn)有問(wèn)題。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明正是為了解決上述現(xiàn)有的問(wèn)題而完成的，其目的在于提供無(wú)需特別的知識(shí)和技能就可以更簡(jiǎn)單地確定適當(dāng)?shù)臅r(shí)相而收集血流像用的數(shù)據(jù)的磁共振成像裝置和磁共振成像方法。
根據(jù)本發(fā)明的磁共振成像裝置，為了實(shí)現(xiàn)上述目的，包括基于預(yù)先從受檢體取得的心拍信息(heart rate information)或脈波信息(peripheral pulse wave information)，設(shè)定與拍動(dòng)(beat)同步的成像中的從表示數(shù)據(jù)收集定時(shí)的時(shí)相的基準(zhǔn)波算起的延遲時(shí)間，通過(guò)伴隨設(shè)定的延遲時(shí)間進(jìn)行與拍動(dòng)同步的成像掃描而收集磁共振信號(hào)的數(shù)據(jù)收集單元；以及基于上述磁共振信號(hào)生成血流像的圖像生成單元。
另外，根據(jù)本發(fā)明的磁共振成像裝置，為了實(shí)現(xiàn)上述目的，包括存儲(chǔ)與拍動(dòng)同步的成像中的從表示數(shù)據(jù)收集定時(shí)的時(shí)相的基準(zhǔn)波算起的多個(gè)延遲時(shí)間、即、與心拍信息或脈波信息相關(guān)聯(lián)的多個(gè)延遲時(shí)間的存儲(chǔ)單元；通過(guò)從上述存儲(chǔ)單元取得與預(yù)先從作為拍攝對(duì)象的受檢體取得的心拍信息或脈波信息對(duì)應(yīng)的延遲時(shí)間而將上述取得的延遲時(shí)間設(shè)定為拍攝條件，通過(guò)伴隨設(shè)定的延遲時(shí)間進(jìn)行與拍動(dòng)同步的成像掃描而收集磁共振信號(hào)的數(shù)據(jù)收集單元；以及基于上述磁共振信號(hào)生成血流像的圖像生成單元。
另外，根據(jù)本發(fā)明的磁共振成像方法，為了實(shí)現(xiàn)上述目的，包括基于預(yù)先從受檢體取得的心拍信息或脈波信息設(shè)定與拍動(dòng)同步的成像中的從表示數(shù)據(jù)收集定時(shí)的時(shí)相的基準(zhǔn)波算起的延遲時(shí)間，通過(guò)伴隨設(shè)定的延遲時(shí)間進(jìn)行與拍動(dòng)同步的成像掃描而收集磁共振信號(hào)的步驟；以及基于上述磁共振信號(hào)生成血流像的步驟。
另外，根據(jù)本發(fā)明的磁共振成像方法，為了實(shí)現(xiàn)上述目的，包括存儲(chǔ)與拍動(dòng)同步的成像中的從表示數(shù)據(jù)收集定時(shí)的時(shí)相的基準(zhǔn)波算起的多個(gè)延遲時(shí)間、即、與心拍信息或脈波信息相關(guān)聯(lián)的多個(gè)延遲時(shí)間的步驟；通過(guò)從上述存儲(chǔ)的多個(gè)延遲時(shí)間取得與預(yù)先從作為拍攝對(duì)象的受檢體取得的心拍信息或脈波信息對(duì)應(yīng)的延遲時(shí)間，將上述取得的延遲時(shí)間設(shè)定為拍攝條件，通過(guò)伴隨設(shè)定的延遲時(shí)間進(jìn)行與拍動(dòng)同步的成像掃描而收集磁共振信號(hào)的步驟；以及基于上述磁共振信號(hào)生成血流像的步驟。
在這樣的根據(jù)本發(fā)明的磁共振成像裝置和磁共振成像方法中，無(wú)需特別的知識(shí)和技能就可以更簡(jiǎn)單地確定適當(dāng)?shù)臅r(shí)相而收集血流像用的數(shù)據(jù)。


圖1是示出根據(jù)本發(fā)明的磁共振成像裝置的實(shí)施方式的構(gòu)成圖； 圖2是圖1所示的計(jì)算機(jī)的功能框圖； 圖3是說(shuō)明圖2所示的延遲時(shí)間確定部中的延遲時(shí)間的確定方法的圖； 圖4是把在圖2所示的延遲時(shí)間確定部中設(shè)定的修正前的延遲時(shí)間DT與過(guò)去使用的延遲時(shí)間DTjiieasured進(jìn)行比較的圖； 圖5是示出按照?qǐng)D4所示的比較圖修正了的延遲時(shí)間DT_cor的例子的圖； 圖6是示出在圖2所示的延遲時(shí)間表中保存的延遲時(shí)間的一例的圖； 圖7是示出利用圖1所示的磁共振成像裝置對(duì)受檢體P的血流像進(jìn)行拍攝時(shí)的步驟的流程圖。
具體實(shí)施例方式參照

根據(jù)本發(fā)明的磁共振成像裝置和磁共振成像方法的實(shí)施方式。
(構(gòu)成和功能) 圖1是示出根據(jù)本發(fā)明的磁共振成像裝置的實(shí)施方式的構(gòu)成圖。
磁共振成像裝置20包括形成靜磁場(chǎng)的筒狀的靜磁場(chǎng)用磁體21、以及在該靜磁場(chǎng)用磁體21的內(nèi)部設(shè)置的勻場(chǎng)線圈22、傾斜磁場(chǎng)線圈23和RF線圈24。
另外，磁共振成像裝置20中具有控制系統(tǒng)25。控制系統(tǒng)25具有靜磁場(chǎng)電源26、 傾斜磁場(chǎng)電源27、勻場(chǎng)線圈電源28、發(fā)送器29、接收器30、序列控制器31和計(jì)算機(jī)32。控制系統(tǒng)25的傾斜磁場(chǎng)電源27由X軸傾斜磁場(chǎng)電源27x、Y軸傾斜磁場(chǎng)電源27y和Z軸傾斜磁場(chǎng)電源27z構(gòu)成。另外，計(jì)算機(jī)32中具有輸入裝置33、顯示裝置34、運(yùn)算裝置35和存儲(chǔ)裝置36。
靜磁場(chǎng)用磁體21與靜磁場(chǎng)電源26連接，具有利用從靜磁場(chǎng)電源26供給的電流在拍攝區(qū)域上形成靜磁場(chǎng)的功能。另外，靜磁場(chǎng)用磁體21多數(shù)情況下用超導(dǎo)線圈構(gòu)成，在激勵(lì)時(shí)與靜磁場(chǎng)電源26連接而被供給電流，但一般情況下一旦被激勵(lì)后就變成非連接狀態(tài)。 另外，有時(shí)靜磁場(chǎng)用磁體21也用永磁體構(gòu)成，不設(shè)置靜磁場(chǎng)電源26。
另外，在靜磁場(chǎng)用磁體21的內(nèi)側(cè)，在同軸上設(shè)置筒狀的勻場(chǎng)線圈22。勻場(chǎng)線圈22 構(gòu)成為，與勻場(chǎng)線圈電源28連接，從勻場(chǎng)線圈電源28向勻場(chǎng)線圈22供給電流而把靜磁場(chǎng)均勻化。
傾斜磁場(chǎng)線圈23由X軸傾斜磁場(chǎng)線圈23x、Y軸傾斜磁場(chǎng)線圈23y和Z軸傾斜磁場(chǎng)線圈23z構(gòu)成，在靜磁場(chǎng)用磁體21的內(nèi)部筒狀地形成。在傾斜磁場(chǎng)線圈23的內(nèi)側(cè)設(shè)置機(jī)臺(tái)37作為拍攝區(qū)域，受檢體P置于機(jī)臺(tái)37上。在RF線圈24中具有內(nèi)置在機(jī)架中的接收發(fā)送RF信號(hào)用的全身用線圈(WBC :whole body coil)和設(shè)置在機(jī)臺(tái)37或受檢體P附近的接收RF信號(hào)用的局部線圈等。
另外，傾斜磁場(chǎng)線圈23與傾斜磁場(chǎng)電源27連接，傾斜磁場(chǎng)線圈23的X軸傾斜磁場(chǎng)線圈23x、Y軸傾斜磁場(chǎng)線圈23y和Z軸傾斜磁場(chǎng)線圈23z分別與傾斜磁場(chǎng)電源27的X 軸傾斜磁場(chǎng)電源27x、Y軸傾斜磁場(chǎng)電源27y和Z軸傾斜磁場(chǎng)電源27z連接。
而且，構(gòu)成為，利用分別從X軸傾斜磁場(chǎng)電源27x、Y軸傾斜磁場(chǎng)電源27y和Z軸傾斜磁場(chǎng)電源27z向X軸傾斜磁場(chǎng)線圈23x、Y軸傾斜磁場(chǎng)線圈23y和Z軸傾斜磁場(chǎng)線圈23z 供給的電流，可以在拍攝區(qū)域上分別形成X軸方向的傾斜磁場(chǎng)Gx、Y軸方向的傾斜磁場(chǎng)Gy 和Z軸方向的傾斜磁場(chǎng)Gz。
RF線圈24與發(fā)送器29和/或接收器30連接。發(fā)送用的RF線圈24具有從發(fā)送器29接收RF信號(hào)并向受檢體P發(fā)送的功能；接收用的RF線圈24具有接收伴隨受檢體P 內(nèi)部的原子核自旋的RF信號(hào)造成的激勵(lì)產(chǎn)生的NMR信號(hào)并賦予接收器30的功能。
另一方面，控制系統(tǒng)25的序列控制器31與傾斜磁場(chǎng)電源27、發(fā)送器29和接收器 30連接。序列控制器31具有存儲(chǔ)記述了為了驅(qū)動(dòng)傾斜磁場(chǎng)電源27、發(fā)送器29和接收器30 所需的控制信息(例如應(yīng)向傾斜磁場(chǎng)電源27施加的脈沖電流的強(qiáng)度、施加時(shí)間、施加定時(shí)等的動(dòng)作控制信息)的序列信息的功能；以及通過(guò)按照所存儲(chǔ)的預(yù)定的序列驅(qū)動(dòng)傾斜磁場(chǎng)電源27、發(fā)送器29和接收器30而產(chǎn)生X軸傾斜磁場(chǎng)Gx、Y軸傾斜磁場(chǎng)Gy、Z軸傾斜磁場(chǎng)Gz 和RF信號(hào)的功能。
另外，序列控制器31構(gòu)成為，接收利用接收器30中的NMR信號(hào)的檢波和A/D (模 /數(shù))變換得到的復(fù)數(shù)數(shù)據(jù)即原始數(shù)據(jù)(raw data)并賦予計(jì)算機(jī)32。
因此，發(fā)送器29具有基于從序列控制器31接收的控制信息向RF線圈24賦予RF 信號(hào)的功能，而接收器30具有通過(guò)對(duì)從RF線圈24接收的NMR信號(hào)進(jìn)行檢波、實(shí)施所需的信號(hào)處理并且進(jìn)行A/D變換而生成數(shù)字化了的復(fù)數(shù)數(shù)據(jù)即原始數(shù)據(jù)的功能和把生成的原始數(shù)據(jù)賦予序列控制器31的功能。
而且，磁共振成像裝置20中具有取得受檢體P的ECG(心電圖)信號(hào)的ECG單元 38。構(gòu)成為，將由ECG單元38取得的ECG信號(hào)經(jīng)由序列控制器31向計(jì)算機(jī)32輸出。
另外，也可以取代把拍動(dòng)作為心拍信息表示的ECG信號(hào)，而取得把拍動(dòng)作為脈波信息表示的脈波同步(PPG:peripheral pulsegating)信號(hào)。PPG信號(hào)是把例如指尖的脈波作為光信號(hào)檢測(cè)到的信號(hào)。在取得PPG信號(hào)時(shí)設(shè)置PPG信號(hào)檢測(cè)單元。下面，針對(duì)取得 ECG信號(hào)的情形進(jìn)行描述。
另外，通過(guò)用運(yùn)算裝置35執(zhí)行在計(jì)算機(jī)32的存儲(chǔ)裝置36中保存的程序，計(jì)算機(jī) 32具有各種功能。但是，也可以不利用程序，而是在磁共振成像裝置20中設(shè)置具有各種功能的特定電路。
圖2是圖1所示的計(jì)算機(jī)32的功能框圖。
計(jì)算機(jī)32借助于程序而作為拍攝條件設(shè)定部40、序列控制器控制部41、k空間數(shù)據(jù)庫(kù)42、圖像重建部43、圖像數(shù)據(jù)庫(kù)44和血流像制作部45發(fā)揮作用。拍攝條件設(shè)定部40 包括心拍取得部46、延遲時(shí)間確定部47和延遲時(shí)間表48。
拍攝條件設(shè)定部40具有基于來(lái)自輸入裝置33的指示信息設(shè)定包含脈沖序列的拍攝條件，把設(shè)定的拍攝條件賦予序列控制器控制部41的功能。具體地，拍攝條件設(shè)定部40 具有設(shè)定用來(lái)伴隨利用了 ECG信號(hào)、PPG信號(hào)等的心拍信息的ECG同步、PPG同步等的心拍同步取得血流像的脈沖序列的功能。
作為收集血流像的方法，可舉出不使用造影劑的非造影MRA法和使用造影劑的 MRA即造影MRA法。作為非造影MRA法，可舉出FBI法、TOF(time of flight，飛行時(shí)間)、產(chǎn)生自旋的恒定狀態(tài)的穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動(dòng)(SSFP :steady state free precession)法、FLOW PREP 法。因此，作為拍攝條件可以設(shè)定按照這些MRA方法中的任何方法的脈沖序列。
FBI法是利用SSFP序列或利用了半傅里葉法的FASE (FastASE :fast asymmetric spin echo或fast advanced spin echo，快速非對(duì)稱自旋回波或快速高級(jí)自旋回波)序列等的SE(spin echo,自旋回波)系的序列，從與R波等的表示受檢體P的心時(shí)相的基準(zhǔn)波同步的觸發(fā)脈沖信號(hào)延遲預(yù)定的延遲時(shí)間，針對(duì)每多個(gè)心拍反復(fù)收集回波數(shù)據(jù)的非造影MRA。 根據(jù)FBI法，經(jīng)過(guò)多個(gè)心拍后，血液的橫緩和(T2)成分的磁化恢復(fù)，作為血管圖像可以獲得血液的T2磁化成分被加強(qiáng)了的水(血液)加強(qiáng)圖像。而且，在FBI法中，進(jìn)行收集預(yù)定體層編碼量的大小的回波數(shù)據(jù)(體數(shù)據(jù)，volume data)的三維掃描。
TOF法是利用血液流入拍攝截面的流入(inflow)效果的血管圖像的取得方法。 艮口，TOF法是把施加飽和脈沖后流入拍攝截面的血液信號(hào)圖像化的方法。在TOF法中，用 FE (field echo，場(chǎng)回波)系脈沖以更早的數(shù)據(jù)收集定時(shí)進(jìn)行掃描，作為血管圖像取得縱緩和(Tl)加強(qiáng)圖像。
Flow Prep法是按照流過(guò)作為目標(biāo)的血管內(nèi)的血流的最高血流速度施加RF脈沖進(jìn)行標(biāo)注(labeling)，通過(guò)在心肌的擴(kuò)張期進(jìn)行拍攝而選擇性地描繪動(dòng)脈的方法。
拍攝條件設(shè)定部40的心拍取得部46具有從ECG單元38或未圖示的PPG單元取得受檢體P的心拍信息，把受檢體P的心拍(HR:Heart Rate)賦予延遲時(shí)間確定部47的功能。作為心拍信息，除了 ECG信號(hào)和PPG信號(hào)以外，還可以舉出HR自身、ECG信號(hào)和PPG信號(hào)上的相鄰的基準(zhǔn)波間的期間。在ECG單元38、PPG單元中具有計(jì)算HR的功能時(shí)，心拍取得部46構(gòu)成為直接從ECG單元38、PPG單元取得HR。另外，也可以構(gòu)成，從ECG單元38、PPG 單元取得ECG信號(hào)、PPG信號(hào)或這些信號(hào)上的相鄰的基準(zhǔn)波間的期間，心拍取得部46基于 ECG信號(hào)、PPG信號(hào)算出HR。例如，可以根據(jù)ECG信號(hào)上的R波間R-R利用式⑴計(jì)算HR。
R-R = 60000ms/HR(1) 另外，也可以構(gòu)成為，在心拍取得部46中計(jì)算或取得多個(gè)HR，為了提高精度向延遲時(shí)間確定部47賦予多個(gè)HR的平均值。例如，可以取得10次左右的HR，向延遲時(shí)間確定部47賦予10個(gè)HR的平均值作為HR?？梢哉J(rèn)為，為了以實(shí)用上的精度求出HR，取得4次 20次HR而求平均值即可。
延遲時(shí)間確定部47具有基于從心拍取得部46取得的HR把從心拍同步成像中的基準(zhǔn)波算起的適當(dāng)?shù)难舆t時(shí)間作為拍攝條件進(jìn)行設(shè)定的功能。作為延遲時(shí)間的設(shè)定方法， 有用表示HR和延遲時(shí)間的關(guān)系的計(jì)算式根據(jù)HR算出延遲時(shí)間的方法、以及預(yù)先準(zhǔn)備將HR 和延遲時(shí)間的關(guān)系相關(guān)聯(lián)的表格，參照表格取得與受檢體P的HR對(duì)應(yīng)的延遲時(shí)間的方法。
例如，有報(bào)告稱如果心肌的收縮期為SD，則在收縮期SD與HR之間近似地有式(2) 成立。但是，式(2)中的數(shù)值550，精確地說(shuō)，有時(shí)會(huì)因性別、年齡造成的個(gè)體差異而取不同的值。因此，也可以用二次式或三次以上的高次式表示收縮期SD與HR的關(guān)系。
SD = 550-2HR(2) 因此，在想要將數(shù)據(jù)收集定時(shí)設(shè)定在擴(kuò)張期中時(shí)，可以根據(jù)式(2)推定收縮期SD， 把延遲時(shí)間設(shè)定成數(shù)據(jù)收集定時(shí)為擴(kuò)張期。作為具體例，在HR為60時(shí)，由于根據(jù)式(1)和式(2) R-R = 1000、SD = 300，所以把延遲時(shí)間設(shè)定在從R波算起至少330ms以后的670ms 的期間中即可。即，可以用函數(shù)f確定表示延遲時(shí)間DT與HR的關(guān)系的式(3)，以使式(2) 成立。
DT = f (HR)(3) 但是，如果有亂脈，則R-R極短，HR增大。這時(shí)，如果原樣使用大的HR計(jì)算收縮期 SD，則擔(dān)心收縮期SD會(huì)跨過(guò)下一心拍。換言之，有可能數(shù)據(jù)收集定時(shí)剛剛在R波之前。于是，延遲時(shí)間確定部47具有對(duì)由式(3)計(jì)算的延遲時(shí)間DT進(jìn)行修正的功能，從而即使在 R-R紊亂時(shí)也可把適當(dāng)?shù)难舆t時(shí)間作為拍攝條件進(jìn)行設(shè)定。延遲時(shí)間DT的修正也可以通過(guò)乘上預(yù)先根據(jù)經(jīng)驗(yàn)確定的系數(shù)來(lái)進(jìn)行。但是，根據(jù)經(jīng)驗(yàn)，考慮像式(4)所示那樣，只要加上修正系數(shù)k就可以求出修正后的延遲時(shí)間DTcor作為實(shí)用的值。如后面所述，可以預(yù)先根據(jù)經(jīng)驗(yàn)求出修正系數(shù)k。
DTcor = DT+k = f (HR) +k(4) 另外，同樣地，也可以用試驗(yàn)等的任意方法預(yù)先求出HR與擴(kuò)張期的關(guān)系式，基于 HR與擴(kuò)張期的關(guān)系式推定擴(kuò)張期。另外，也可以確定表示延遲時(shí)間DT和HR的關(guān)系的計(jì)算式，以把從數(shù)據(jù)收集定時(shí)的基準(zhǔn)波算起的延遲時(shí)間設(shè)定在收縮期中。
但是，也可以任意地設(shè)定血流像的拍攝區(qū)域。因此，也可以設(shè)定用來(lái)進(jìn)行下肢的血流像成像、冠狀動(dòng)脈拍攝的拍攝條件。但是，每個(gè)拍攝部位處血流速度不同，從數(shù)據(jù)收集定時(shí)的基準(zhǔn)波算起的適當(dāng)?shù)难舆t時(shí)間在每個(gè)拍攝部位處也是不同的值，有時(shí)希望以更高的精度設(shè)定。于是，也可以針對(duì)每個(gè)拍攝部位確定表示HR和延遲時(shí)間的關(guān)系的計(jì)算式。例如， 在下肢等的末端部分，由于血流速比心臟附近慢，所以可以把末端部分的延遲時(shí)間設(shè)定得比心臟附近的延遲時(shí)間長(zhǎng)。此時(shí)，也可以不僅根據(jù)從心臟到拍攝部位的距離，還根據(jù)ECG信號(hào)與從手指等的末端部分取得的PPG信號(hào)之間的時(shí)間差、平均血流速的差確定延遲時(shí)間。
而且，作為表示血流流速的指標(biāo)，有腳踝與上臂的血壓比(ABI :ankle brachial index，踝肱指數(shù))。于是，也可以針對(duì)每個(gè)ABI的值，確定表示HR和延遲時(shí)間的關(guān)系的計(jì)算式。另外，血流的流速還根據(jù)血管狹窄等的病變部位的程度變化。因此，也可以針對(duì)每個(gè)表示病變部位的惡化程度的指標(biāo)的值，確定表示HR和延遲時(shí)間的關(guān)系的計(jì)算式。
換言之，可以通過(guò)與表示HR和延遲時(shí)間的關(guān)系的計(jì)算式一起，確定針對(duì)每個(gè)拍攝部位、ABI的值和/或表示病變部位的惡化程度的指標(biāo)的值的延遲時(shí)間的修正系數(shù)，在基于表示HR和延遲時(shí)間的關(guān)系的計(jì)算式算出的延遲時(shí)間上加上或乘上針對(duì)每個(gè)拍攝部位、ABI 的值和/或表示病變部位的惡化程度的指標(biāo)的值的修正系數(shù)，修正延遲時(shí)間。
另外，在利用把從R波等的表示心時(shí)相的基準(zhǔn)波到最初的RF脈沖、傾斜磁場(chǎng)脈沖的施加時(shí)刻為止的期間作為延遲時(shí)間來(lái)設(shè)定的拍攝條件的設(shè)定方法來(lái)設(shè)定延遲時(shí)間時(shí)， 有時(shí)希望利用脈沖序列改變延遲時(shí)間。例如，有時(shí)希望不是序列的開(kāi)始定時(shí)，而是把延遲時(shí)間設(shè)定成k空間中心附近的數(shù)據(jù)收集定時(shí)是擴(kuò)張期或收縮期的所希望的定時(shí)。而且， 在利用 STIR (short TI inversion recovery，短時(shí)反轉(zhuǎn)復(fù)原)法、CHESS (chemical shift selective，化學(xué)位移選擇)法等的脂肪抑制法進(jìn)行拍攝時(shí)，必須考慮從STIR脈沖、CHESS脈沖等的脂肪抑制脈沖到90°激勵(lì)脈沖的延遲時(shí)間。例如，在利用STIR法進(jìn)行拍攝時(shí)，必須考慮從180° IR前脈沖到90°激勵(lì)脈沖的反轉(zhuǎn)時(shí)間(Tl dnversiontime)。
于是，延遲時(shí)間確定部47中具有一旦基于TI等的脂肪抑制脈沖的延遲時(shí)間DTF、 有效回波時(shí)間(effective TE effective echo time)對(duì)為了避免R-R紊亂的影響而修正了的延遲時(shí)間DTcor進(jìn)行修正的功能。即，為了具有以上功能，延遲時(shí)間確定部47可以構(gòu)成為，如果拍攝部位為L(zhǎng)OCATION、有效TE為TEeff、表示病變部位的惡化程度的指標(biāo)的值為 INDEX，則利用式(5)設(shè)定延遲時(shí)間DTcor。TEeff根據(jù)居中數(shù)據(jù)(centering data)收集、 依序數(shù)據(jù)(sequential data)收集等的數(shù)據(jù)收集法而取不同的值。另外，可以從輸入裝置 33向延遲時(shí)間確定部47輸入確定延遲時(shí)間所必需的參數(shù)。
DTcor = f (HR, LOCATION, ABI，DTF, TEeff, INDEX) +k (5) 另外，在利用把從R波等的表示心時(shí)相的基準(zhǔn)波到k空間中心附近的數(shù)據(jù)收集定時(shí)為止的期間直接作為延遲時(shí)間來(lái)設(shè)定的拍攝條件的設(shè)定方法來(lái)設(shè)定延遲時(shí)間時(shí)，無(wú)須考慮TI等的脂肪抑制脈沖的延遲時(shí)間、TEeff。
圖3是說(shuō)明圖2所示的延遲時(shí)間確定部47中的延遲時(shí)間的確定方法的圖。
圖3中，橫軸表示心時(shí)相。如圖3所示，如果使用式(1)和式(2)，則可以根據(jù)HR 推定ECG信號(hào)的R-R、收縮期SD、擴(kuò)張期DD。另外，可以設(shè)定避免R-R紊亂的影響的數(shù)據(jù)收集的延遲時(shí)間DTcor，以不與推定的R-R、收縮期SD、擴(kuò)張期DD發(fā)生矛盾。
例如，在用FBI法拍攝時(shí)，利用SSFP序列、FASE序列，針對(duì)每多個(gè)心拍分別在收縮期和擴(kuò)張期中收集數(shù)據(jù)，通過(guò)進(jìn)行與擴(kuò)張期對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)和與收縮期對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)之間的差分處理，可以制作將動(dòng)靜脈分離的、對(duì)比度良好的血流像數(shù)據(jù)。
于是，針對(duì)每多個(gè)心拍設(shè)定用來(lái)在收縮期SD中收集數(shù)據(jù)的FASE序列(FASEsys) 和用來(lái)在擴(kuò)張期DD中收集數(shù)據(jù)的FASE序列(FASEdias)。因此，設(shè)定從收縮期SD的數(shù)據(jù)收集用的FASE序列(FASEsys)的R波算起的延遲時(shí)間DTc0r_sys和從擴(kuò)張期DD的數(shù)據(jù)收集用的FASE序列(FASEdias)的R波算起的延遲時(shí)間DTcor_dias。S卩，可以以用來(lái)避免R-R 紊亂的影響的修正系數(shù)k、TI等的脂肪抑制脈沖的延遲時(shí)間、和在時(shí)間上改變了 TEeff的量的定時(shí)設(shè)定各延遲時(shí)間DTCOr_SyS、DTCOr_diaS，以在收縮期SD中和擴(kuò)張期DD中的所希望的定時(shí)分別收集k空間中心附近的數(shù)據(jù)。
圖3示出分別利用式(6-1)和式(6-2)設(shè)定用來(lái)在收縮期SD中收集數(shù)據(jù)的延遲時(shí)間DTcor_SyS和用來(lái)在擴(kuò)張期DD中收集數(shù)據(jù)的延遲時(shí)間DTcor_dias的例子。
DTcor_sys = SD/2+k-(TI+TEeff)(6-1) DTcor_dias = SD+DD/2+k-(TI+TEeff)(6-2) 另外，有時(shí)也在相互不同的心拍期間執(zhí)行收縮期SD的數(shù)據(jù)收集用的FASE序列 (FASEsys)和擴(kuò)張期DD的數(shù)據(jù)收集用的FASE序列(FASEdias)。
另外，在利用TOF法進(jìn)行ECG同步成像時(shí)，數(shù)據(jù)收集用的延遲時(shí)間僅被設(shè)定成收縮期SD或擴(kuò)張期DD中的某一個(gè)。而在利用FlowPr印法進(jìn)行ECG同步成像時(shí)，在激勵(lì)脈沖之前作為準(zhǔn)備脈沖施加多個(gè)血流的標(biāo)注脈沖。因此，數(shù)據(jù)收集的延遲時(shí)間改變了對(duì)應(yīng)于從標(biāo)注脈沖的施加定時(shí)到數(shù)據(jù)收集定時(shí)為止的回波時(shí)間(TE :echo time)的量。在用Flow Prep 法時(shí)，數(shù)據(jù)收集定時(shí)有時(shí)僅是收縮期SD或擴(kuò)張期DD中的某一個(gè)，有時(shí)是收縮期SD和擴(kuò)張期DD這兩者。
下面，說(shuō)明用來(lái)避免R-R紊亂的影響的修正系數(shù)k的確定方法。
圖4是把在圖2所示的延遲時(shí)間確定部47中設(shè)定的修正前的延遲時(shí)間DT與過(guò)去使用的延遲時(shí)間DTjiieasured進(jìn)行比較的圖；圖5是示出按照?qǐng)D4所示的比較圖修正了的延遲時(shí)間DT_cor的例子的圖。
圖4和圖5中，橫軸表示HR，縱軸表示延遲時(shí)間(ms)。如果在式(6_1)和式(6_2) 中，使k為0，針對(duì)各HR繪出修正前的收縮期SD和擴(kuò)張期DD的延遲時(shí)間DTsys、DTdias, 則得到圖4的用菱形和正方形表示的數(shù)據(jù)。另一方面，對(duì)通過(guò)預(yù)先對(duì)多個(gè)受檢體執(zhí)行 ECG-Prep掃描確定的過(guò)去的適當(dāng)?shù)氖湛s期SD和擴(kuò)張期DD的延遲時(shí)間DTsysjneasured、 DTdias_measured進(jìn)行繪圖，該ECG-Pr印掃描是一邊改變從ECG信號(hào)的R波等的基準(zhǔn)波算起的延遲時(shí)間一邊進(jìn)行血流像數(shù)據(jù)的收集的，則得到圖4的用三角形和“X”表示的數(shù)據(jù)。
于是，可以確定修正系數(shù)k的值，以減小修正前的收縮期SD的延遲時(shí)間DTsys的繪圖數(shù)據(jù)與過(guò)去的適當(dāng)?shù)氖湛s期SD的延遲時(shí)間DTsysjneasured的繪圖數(shù)據(jù)之間的偏離量。此時(shí)，可以利用最小二乘法等的擬合。另外，同樣地，也可以確定修正系數(shù)k的值，以減小修正前的擴(kuò)張期DD的延遲時(shí)間DTdias的繪圖數(shù)據(jù)與過(guò)去的適當(dāng)?shù)臄U(kuò)張期DD的延遲時(shí)間DTdiasjiieasured的繪圖數(shù)據(jù)之間的偏離量。因此，修正系數(shù)k從簡(jiǎn)化處理的角度出發(fā)也可以是在收縮期SD和擴(kuò)張期DD之間是相同的，從提高精度的角度出發(fā)也可以設(shè)定成在收縮期SD和擴(kuò)張期DD之間是不同的值。
另外，如果用修正系數(shù)k對(duì)通過(guò)計(jì)算求得的收縮期SD和擴(kuò)張期DD的延遲時(shí)間 DTsys、DTdias進(jìn)行修正，則可以如圖5所示把修正后的延遲時(shí)間DTcor_sys、DTcor_dias分別設(shè)定成更接近過(guò)去的適當(dāng)?shù)难舆t時(shí)間DTsys_measured、DTdias_measured的值。另外，在圖5中，通過(guò)用修正系數(shù)k把過(guò)去的延遲時(shí)間DTsys_measured、DTdias_measured自身平行位移而進(jìn)行了評(píng)價(jià)，但評(píng)價(jià)結(jié)果與用修正系數(shù)k對(duì)通過(guò)計(jì)算求得的延遲時(shí)間DTsys、DTdias 進(jìn)行修正時(shí)相同。
另一方面，到此為止說(shuō)明了用計(jì)算式根據(jù)HR設(shè)定延遲時(shí)間的情形。但也可以如上所述那樣，基于使HR和延遲時(shí)間相關(guān)聯(lián)的表格設(shè)定延遲時(shí)間。
在延遲時(shí)間表48中，把針對(duì)各HR值的范圍的延遲時(shí)間作為表格預(yù)先保存。例如， 可以把HR值的范圍分成HR < 50、50 < HR < 70、70 < HR那樣的三個(gè)范圍，針對(duì)各HR值的范圍確定不同的適當(dāng)?shù)难舆t時(shí)間，保存在延遲時(shí)間表48中。而且，與用計(jì)算式設(shè)定延遲時(shí)間時(shí)同樣地，可以針對(duì)每個(gè)ABI的值、表示病變部位的惡化程度的指標(biāo)的值和/或拍攝部位，與不同的適當(dāng)?shù)难舆t時(shí)間相關(guān)聯(lián)，保存在延遲時(shí)間表48中。另外，在延遲時(shí)間表48中保存的延遲時(shí)間可以是用修正系數(shù)k修正后的延遲時(shí)間。
另外，在基于表格設(shè)定延遲時(shí)間時(shí)，延遲時(shí)間確定部47構(gòu)成為，基于從輸入裝置 33輸入的ABI、拍攝部位等的信息，從延遲時(shí)間表48取得對(duì)應(yīng)的延遲時(shí)間。
圖6是示出在圖2所示的延遲時(shí)間表48中保存的延遲時(shí)間的一例的圖。
如圖6所示，在延遲時(shí)間表48中針對(duì)各拍攝部位保存與收縮期(SYS)和擴(kuò)張期 (DIAS)對(duì)應(yīng)的HR值所對(duì)應(yīng)的延遲時(shí)間。另外，圖6示出TI = 150ms和TEeff = 80ms時(shí)的例子。另外，將表格制作成，在存在70%的血管狹窄時(shí)，分別加上40ms來(lái)設(shè)定延遲時(shí)間。
下面，說(shuō)明計(jì)算機(jī)32的其它功能。
序列控制器控制部41具有在接收到來(lái)自輸入裝置33的掃描開(kāi)始指示信息時(shí)，通過(guò)從拍攝條件設(shè)定部40取得包含脈沖序列的拍攝條件并賦予序列控制器31而被驅(qū)動(dòng)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)，并配置在形成在 k空間數(shù)據(jù)庫(kù)42中的k空間中的功能。因此，在接收器30中生成的各原始數(shù)據(jù)作為k空間數(shù)據(jù)保存在k空間數(shù)據(jù)庫(kù)42中。
圖像重建部43具有通過(guò)從k空間數(shù)據(jù)庫(kù)42取入k空間數(shù)據(jù)并進(jìn)行包含傅里葉變換(FT)的圖像重建處理而重建圖像數(shù)據(jù)的功能、以及向圖像數(shù)據(jù)庫(kù)44寫(xiě)入重建得到的圖像數(shù)據(jù)的功能。因此，在圖像重建部43中被重建的圖像數(shù)據(jù)被保存在圖像數(shù)據(jù)庫(kù)44中。
血流像制作部45具有通過(guò)從圖像數(shù)據(jù)庫(kù)44讀入所需的圖像數(shù)據(jù)，進(jìn)行差分處理等的圖像處理、最大值投影(MIP)處理等的顯示處理，生成顯示用的血流像數(shù)據(jù)的功能；以及通過(guò)把生成的血流像數(shù)據(jù)賦予顯示裝置34而在顯示裝置34上顯示血流像的功能。例如， 可以對(duì)根據(jù)在擴(kuò)張期中收集的k空間數(shù)據(jù)得到的圖像數(shù)據(jù)和根據(jù)在收縮期中收集的k空間數(shù)據(jù)得到的圖像數(shù)據(jù)的差分處理進(jìn)行動(dòng)靜脈分離而抽出動(dòng)脈的血流像數(shù)據(jù)。
(動(dòng)作和作用) 下面，說(shuō)明磁共振成像裝置20的動(dòng)作和作用。
圖7是示出利用圖1所示的磁共振成像裝置20對(duì)受檢體P的血流像進(jìn)行拍攝時(shí)的步驟的流程圖。圖中S帶數(shù)字的符號(hào)表示流程圖的各步驟。
首先，預(yù)先把受檢體P置于機(jī)臺(tái)37上，在用靜磁場(chǎng)電源26激勵(lì)的靜磁場(chǎng)用磁體 21 (超導(dǎo)磁體)的拍攝區(qū)域上形成靜磁場(chǎng)。另外，從勻場(chǎng)線圈電源28向勻場(chǎng)線圈22供給電流，把拍攝區(qū)域上形成的靜磁場(chǎng)均勻化。
然后，在步驟Sl中，作為心拍信息取得HR。即，從ECG單元38取得受檢體P的ECG 信號(hào)。在ECG單元38中通過(guò)從取得的ECG信號(hào)中檢測(cè)R波求得HR。把得到的HR與ECG信號(hào)一起從ECG單元38經(jīng)由序列控制器31向計(jì)算機(jī)32輸出。然后，用心拍取得部46取得 HR0 然后，在步驟S2中，拍攝條件設(shè)定部40基于HR設(shè)定心拍同步用的延遲時(shí)間和包含脈沖序列的MRA用的拍攝條件?？梢栽谘舆t時(shí)間確定部47中通過(guò)參照如上所述的表示 HR和延遲時(shí)間的關(guān)系的關(guān)系式、在延遲時(shí)間表48中保存的與HR的值相關(guān)聯(lián)的延遲時(shí)間的表格，基于HR設(shè)定延遲時(shí)間。另外，也可以根據(jù)ABI、拍攝部位、表示病變部位的惡化程度的指標(biāo)的值、TI等的脂肪抑制脈沖的延遲時(shí)間和/或TEeff修正延遲時(shí)間。而且，將遲時(shí)間用預(yù)先根據(jù)經(jīng)驗(yàn)確定的修正系數(shù)k修正成適當(dāng)?shù)闹怠Ｆ浣Y(jié)果，把圖3所示那樣的脈沖序列作為拍攝條件設(shè)定。
另外，延遲時(shí)間確定部47也可以通過(guò)顯示裝置34向用戶展示適合于拍攝部位等的拍攝條件的延遲時(shí)間的推薦值。此時(shí)，用戶可以利用輸入裝置33的操作改變被顯示的延遲時(shí)間的推薦值?；蛘?，也可以有選擇地在顯示裝置34上顯示與拍攝條件對(duì)應(yīng)的多個(gè)延遲時(shí)間的候選值。
然后，在步驟S3中，按照設(shè)定的拍攝條件，伴隨從R波算起的延遲時(shí)間以心電同步進(jìn)行成像掃描，進(jìn)行數(shù)據(jù)收集。
即，如果從輸入裝置33向序列控制器控制部41賦予掃描開(kāi)始指示，則序列控制器控制部41從拍攝條件設(shè)定部40取得心電同步用的延遲時(shí)間和包含脈沖序列的拍攝條件并賦予序列控制器31。序列控制器31通過(guò)按照從序列控制器控制部41接收的拍攝條件和來(lái)自ECG單元38的ECG信號(hào)，在心電同步下驅(qū)動(dòng)傾斜磁場(chǎng)電源27、發(fā)送器29和接收器30，在放置受檢體P的拍攝區(qū)域上形成傾斜磁場(chǎng)，并且從RF線圈24產(chǎn)生RF信號(hào)。
因此，受檢體P的內(nèi)部的因核磁共振產(chǎn)生的NMR信號(hào)由RF線圈24接收并賦予接收器30。接收器30從RF線圈24接收NMR信號(hào)，進(jìn)行所需的信號(hào)處理后，通過(guò)A/D變換，生成原始數(shù)據(jù)。接收器30把生成的原始數(shù)據(jù)賦予序列控制器31。序列控制器31把原始數(shù)據(jù)賦予序列控制器控制部41，序列控制器控制部41把原始數(shù)據(jù)作為k空間數(shù)據(jù)配置在形成在 k空間數(shù)據(jù)庫(kù)42中的k空間中。
在此，在k空間數(shù)據(jù)庫(kù)42中保存的k空間數(shù)據(jù)是在用適合于血流像數(shù)據(jù)生成的延遲時(shí)間確定的定時(shí)例如心肌的收縮期和擴(kuò)張期中收集的數(shù)據(jù)。
然后，在步驟S4中，用圖像重建部43進(jìn)行圖像重建處理。即，圖像重建部43通過(guò)從k空間數(shù)據(jù)庫(kù)42取入k空間數(shù)據(jù)并進(jìn)行圖像重建處理而重建圖像數(shù)據(jù)，把重建得到的圖像數(shù)據(jù)寫(xiě)入圖像數(shù)據(jù)庫(kù)44。
然后，在步驟S5中，利用血流像制作部45生成血流像數(shù)據(jù)，在顯示裝置34上顯示血流像。即，血流像制作部45通過(guò)從圖像數(shù)據(jù)庫(kù)44讀入圖像數(shù)據(jù)并進(jìn)行必需的圖像處理， 生成顯示用的血流像數(shù)據(jù)。然后，把生成的顯示用的血流像數(shù)據(jù)賦予顯示裝置34，在顯示裝置34上顯示血流像。例如，利用與擴(kuò)張期對(duì)應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)和與收縮期對(duì)應(yīng)的圖像數(shù)據(jù)之間的差分處理，生成動(dòng)脈圖像數(shù)據(jù)。
因此，用戶可以在診斷中利用在顯示裝置34上顯示的、基于以適當(dāng)?shù)亩〞r(shí)收集的數(shù)據(jù)的血流像。
S卩，以上那樣的磁共振成像裝置20可以基于HR等的心拍信息或脈波信息自動(dòng)地設(shè)定在心拍同步MRA或脈波同步MRA中必需的從基準(zhǔn)波到數(shù)據(jù)收集觸發(fā)脈沖(trigger)為止的延遲時(shí)間。
(效果) 因此，根據(jù)上述的磁共振成像裝置20，無(wú)需用戶的特別的知識(shí)和技能就可以更簡(jiǎn)單地確定適當(dāng)?shù)臅r(shí)相，收集血流像用的數(shù)據(jù)。另外，以往，為了確定從R波等的觸發(fā)脈沖算起的適當(dāng)?shù)难舆t時(shí)間，執(zhí)行像ECG-pr印掃描那樣的2D多時(shí)相單掃描，但本發(fā)明無(wú)須進(jìn)行這樣的預(yù)掃描，可以根據(jù)由心拍信息或脈波信息等的心電計(jì)或脈波計(jì)取得的患者信息直接確定延遲時(shí)間而進(jìn)行3D成像掃描。
而且，根據(jù)磁共振成像裝置20，即使在例如存在R-R間隔紊亂那樣的情況下，也可以把延遲時(shí)間修正成紊亂影響降低那樣的適當(dāng)?shù)闹?。因此，可以不依賴于受檢體的特征、更穩(wěn)定地把從觸發(fā)脈沖信號(hào)到數(shù)據(jù)收集定時(shí)為止的延遲時(shí)間自動(dòng)設(shè)定成適當(dāng)?shù)闹怠?br> 變形例 (變形例1) 在上述的實(shí)施方式中，示出了根據(jù)R-R、收縮期SD、擴(kuò)張期DD和拍攝部位等的拍攝條件確定并用修正系數(shù)k修正延遲時(shí)間的例子。但是，可以如圖4所示那樣，通過(guò)用 ECG-prep掃描等的任意方法取得多個(gè)受檢體P的過(guò)去的適當(dāng)?shù)难舆t時(shí)間DTsysjiieasured、 DTdias_measured的針對(duì)各HR的繪圖數(shù)據(jù)，針對(duì)各HR把適當(dāng)?shù)难舆t時(shí)間保存在延遲時(shí)間表48中。在延遲時(shí)間表48中保存的根據(jù)經(jīng)驗(yàn)確定的針對(duì)各HR的延遲時(shí)間，可以是把通過(guò)延遲時(shí)間的繪圖數(shù)據(jù)的曲線擬合求得的延遲時(shí)間的數(shù)值與HR的值相關(guān)聯(lián)得到的表格、或者表示通過(guò)延遲時(shí)間的繪圖數(shù)據(jù)的曲線擬合求得的針對(duì)各HR的延遲時(shí)間的近似曲線(函數(shù))。
這樣，延遲時(shí)間確定部47只要能從心拍取得部46取得作為成像對(duì)象的受檢體的 HR，就可以參照延遲時(shí)間表48取得與HR對(duì)應(yīng)的適當(dāng)?shù)难舆t時(shí)間并作為拍攝條件自動(dòng)地設(shè)定。此時(shí)，在延遲時(shí)間表48中保存的延遲時(shí)間是與R-R的紊亂對(duì)應(yīng)地修正后的值，且按Tl、 TEeff等的應(yīng)改變的時(shí)間的量進(jìn)行了修正。因此，可以用非常簡(jiǎn)單的處理設(shè)定延遲時(shí)間。
例如，如果把HR讀入延遲時(shí)間確定部47，則可以在利用了⑶I (圖形用戶界面， Graphical User Interface)的拍攝條件的設(shè)定畫(huà)面上，作為拍攝參數(shù)自動(dòng)地顯示與FBI 序列中的擴(kuò)張期和收縮期對(duì)應(yīng)的各延遲時(shí)間，自動(dòng)地制作與擴(kuò)張期和收縮期對(duì)應(yīng)的各數(shù)據(jù)收集觸發(fā)脈沖。另一方面，即使不在顯示裝置34上顯示與擴(kuò)張期和收縮期對(duì)應(yīng)的各延遲時(shí)間，也可以在拍攝條件設(shè)定部40中作為拍攝條件信息保持和利用基于HR自動(dòng)設(shè)定的各延遲時(shí)間。
另外，如果針對(duì)不同的多個(gè)受檢體求出延遲時(shí)間，在延遲時(shí)間表48中保存平均的延遲時(shí)間或與受檢體的體形等的特征對(duì)應(yīng)的延遲時(shí)間，就可以期待降低因受檢體間的特征不同造成的延遲時(shí)間的設(shè)定誤差。而且，如上所述，如果針對(duì)脂肪抑制脈沖的延遲時(shí)間DTF、 Teeff、拍攝部位、病變部位的惡化程度、ABI等對(duì)延遲時(shí)間有影響的因子，在延遲時(shí)間表48 中保存針對(duì)各HR的適當(dāng)?shù)难舆t時(shí)間，則可以根據(jù)情況設(shè)定更適當(dāng)?shù)难舆t時(shí)間。另外，也可以取代HR而使用R-R等的心拍信息或脈波信息。
(變形例2) 如上所述，用PPG信號(hào)進(jìn)行同步成像時(shí)，把PPG信號(hào)檢測(cè)單元的傳感器安裝在受檢體的適當(dāng)?shù)牟课簧?。此時(shí)，可以用根據(jù)PPG信號(hào)取得的基準(zhǔn)間隔，自動(dòng)地設(shè)定從PPG信號(hào)的基準(zhǔn)波到數(shù)據(jù)收集觸發(fā)脈沖為止的延遲時(shí)間。但是，也可以通過(guò)另行取得ECG信號(hào)而根據(jù) ECG信號(hào)取得HR，并用基于PPG信號(hào)生成的數(shù)據(jù)收集觸發(fā)脈沖進(jìn)行脈波同步成像。此時(shí)，必須把基于HR確定的ECG同步用的延遲時(shí)間換算成脈波同步用的延遲時(shí)間。
例如，可以一邊根據(jù)ECG信號(hào)取得HR，一邊在受檢體的手上安裝脈波傳感器進(jìn)行下腿部(lower thigh)的脈波同步成像。在此，根據(jù)PPG信號(hào)得到的觸發(fā)脈沖相對(duì)于ECG 信號(hào)的基準(zhǔn)波即R波位移一定時(shí)間。因此，在進(jìn)行脈波同步時(shí)，只要在如式(7)所示那樣根據(jù)HR求出的從ECG同步用的R波算起的延遲時(shí)間DTeCg_COr上加上PPG信號(hào)與ECG信號(hào)的時(shí)間差A(yù)Decg—ppg，就可以求出從脈波同步用的觸發(fā)脈沖算起的延遲時(shí)間DTppg—cor。
DTppg—cor = DTecg—cor+Δ Tecg—ppg式(7) 因此，在收縮期中進(jìn)行脈波同步成像時(shí)，只要如式(8-1)所示那樣，在根據(jù)HR求出的ECG同步用的收縮期的延遲時(shí)間DTeCg_C0r_SyS上加上PPG信號(hào)與ECG信號(hào)之間的時(shí)間差A(yù)DeCg_ppg，就可以求出脈波同步用的收縮期的延遲時(shí)間DTppg_Cor_SyS。同樣地，在擴(kuò)張期中進(jìn)行脈波同步成像時(shí)，只要如式(8-2)所示那樣，在根據(jù)HR求出的ECG同步用的擴(kuò)張期的延遲時(shí)間DTeCg_COr_diaS上加上PPG信號(hào)與ECG信號(hào)的時(shí)間差Δ Decg_ppg，就可以求出脈波同步用的擴(kuò)張期的延遲時(shí)間DTppg_C0r_diaS。但是，在擴(kuò)張期中進(jìn)行成像時(shí)，有時(shí)用式(8-2)計(jì)算的脈波延遲時(shí)間DTeCg_C0r_dias比與PPG信號(hào)的觸發(fā)脈沖間隔相當(dāng)?shù)腞波間隔RR長(zhǎng)。此時(shí)，只要如式(8-3)所示那樣，從擴(kuò)張期的ECG延遲時(shí)間DTeCg_C0r_dias與時(shí)間差A(yù)Decg_ppg的和減去R波間隔RR，就可以求出擴(kuò)張期的脈波延遲時(shí)間DTppg_Cor_ dias0 DTppg_cor_sys = DTecg_cor_sys+ Δ Tecg_ppg 式(8-1) DTppg_cor_dias = DTecg_cor_dias+ Δ Tecg_ppg (DTecg_cor_dias+ATecg_ppg) < RR式(8—2) DTppg_cor_dias = (DTecg_cor_dias+ Δ Tecg_ppg)-RR (DTecg_cor_dias+ATecg_ppg) > RR式(8—3) PPG信號(hào)與ECG信號(hào)之間的時(shí)間差Δ Decg_ppg通常為220ms左右。因此，例如，在與PPG信號(hào)的觸發(fā)脈沖間隔相當(dāng)?shù)腞波間隔RR為600ms、根據(jù)HR求出的擴(kuò)張期的ECG延遲時(shí)間DTecg_cor_dias為500ms時(shí)，在擴(kuò)張期的ECG延遲時(shí)間DTecg_cor_dias = 500ms上加上時(shí)間差A(yù)Decg_ppg = 220ms得到的值為720ms。由于該720ms比R波間隔RR = 600ms 大，所以擴(kuò)張期的脈波延遲時(shí)間DTppg_COr_diaS為從720ms減去R波間隔RR = 600ms得到的值，即離下一個(gè)脈波觸發(fā)脈沖為120ms。
在這樣地根據(jù)HR等的心拍信息設(shè)定脈波同步成像用的延遲時(shí)間時(shí)，也可以像變形例1那樣，把將HR等的心拍信息和適當(dāng)?shù)拿}波延遲時(shí)間相關(guān)聯(lián)的表格或函數(shù)可以參照地保存在延遲時(shí)間表48中，在自動(dòng)設(shè)定時(shí)利用已保存的關(guān)聯(lián)信息。
(變形例3) 在上述的實(shí)施方式中，示出了為了降低R-R間等的基準(zhǔn)波間隔的紊亂的影響而用修正系數(shù)k修正延遲時(shí)間的例子。但是，也可以不修正地使用延遲時(shí)間。此時(shí)，如果計(jì)算收縮期SD，則收縮期SD可能會(huì)跨過(guò)下一心拍。換言之，有可能數(shù)據(jù)收集定時(shí)會(huì)剛剛在R波之前。因此，希望至少在認(rèn)為是最小的一次心拍中計(jì)算收縮期SD。
于是，可以在延遲時(shí)間確定部47中設(shè)置在超過(guò)與最小心拍期間對(duì)應(yīng)的閾值時(shí)把收縮期SD設(shè)定為最小心拍期間內(nèi)的上限值的閾值處理功能。換言之，可以把式(3)確定成，根據(jù)HR是否超過(guò)閾值而不連續(xù)地算出延遲時(shí)間DT，在HR超過(guò)閾值時(shí)把延遲時(shí)間DT設(shè)定得短。
權(quán)利要求
1.一種磁共振成像裝置，其特征在于包括基于預(yù)先從受檢體取得的心拍信息或脈波信息設(shè)定與拍動(dòng)同步的成像中的從表示數(shù) 據(jù)收集定時(shí)的時(shí)相的基準(zhǔn)波算起的延遲時(shí)間，通過(guò)伴隨設(shè)定的延遲時(shí)間進(jìn)行與拍動(dòng)同步的 成像掃描而收集磁共振信號(hào)的數(shù)據(jù)收集單元；以及 基于上述磁共振信號(hào)生成血流像的圖像生成單元。
2.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述數(shù)據(jù)收集單元伴隨用來(lái)降低基準(zhǔn)波間隔的紊亂的影響的修正設(shè)定上述延遲時(shí)間。
3.如權(quán)利要求2所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述數(shù)據(jù)收集單元作為上述修正在上述延遲時(shí)間上加上修正系數(shù)。
4.如權(quán)利要求3所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述數(shù)據(jù)收集單元在上述延遲時(shí)間上加上基于與預(yù)先取得的心拍信息或脈波信息相 關(guān)聯(lián)的多個(gè)延遲時(shí)間確定的修正系數(shù)。
5.一種磁共振成像裝置，其特征在于包括存儲(chǔ)與心拍信息或脈波信息相關(guān)聯(lián)的多個(gè)延遲時(shí)間的存儲(chǔ)單元，該多個(gè)延遲時(shí)間是與 拍動(dòng)同步的成像中的從表示數(shù)據(jù)收集定時(shí)的時(shí)相的基準(zhǔn)波算起的多個(gè)延遲時(shí)間；通過(guò)從上述存儲(chǔ)單元取得與預(yù)先從作為拍攝對(duì)象的受檢體取得的心拍信息或脈波信 息對(duì)應(yīng)的延遲時(shí)間，將上述取得的延遲時(shí)間設(shè)定為拍攝條件，通過(guò)伴隨設(shè)定的延遲時(shí)間進(jìn) 行與拍動(dòng)同步的成像掃描而收集磁共振信號(hào)的數(shù)據(jù)收集單元；以及 基于上述磁共振信號(hào)生成血流像的圖像生成單元。
6.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于 上述數(shù)據(jù)收集單元基于心拍數(shù)設(shè)定上述延遲時(shí)間。
7.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述數(shù)據(jù)收集單元基于ECG信號(hào)中相鄰的R波間的期間設(shè)定上述延遲時(shí)間。
8.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于 上述數(shù)據(jù)收集單元進(jìn)行心電同步成像掃描。
9.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于 上述數(shù)據(jù)收集單元針對(duì)每多個(gè)心拍反復(fù)收集上述磁共振信號(hào)。
10.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述數(shù)據(jù)收集單元利用自旋的穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動(dòng)收集上述磁共振信號(hào)。
11.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述數(shù)據(jù)收集單元用表示心拍信息與延遲時(shí)間的關(guān)系的計(jì)算式，基于上述心拍信息設(shè) 定上述延遲時(shí)間。
12.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于 還具有存儲(chǔ)針對(duì)各心拍信息的值的延遲時(shí)間的存儲(chǔ)單元；上述數(shù)據(jù)收集單元從上述存儲(chǔ)單元取得與上述心拍信息對(duì)應(yīng)的延遲時(shí)間。
13.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述數(shù)據(jù)收集單元設(shè)定與拍攝部位和腳踝與上臂的血壓之比對(duì)應(yīng)的延遲時(shí)間。
14.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述數(shù)據(jù)收集單元基于從脂肪抑制脈沖到激勵(lì)脈沖為止的延遲時(shí)間和有效回波時(shí)間中的至少一個(gè)改變上述延遲時(shí)間。
15.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述數(shù)據(jù)收集單元基于多個(gè)心拍數(shù)的平均值設(shè)定上述延遲時(shí)間。
16.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述數(shù)據(jù)收集單元基于心拍數(shù)或相鄰的R波間推定心肌的收縮期或擴(kuò)張期，把上述延 遲時(shí)間設(shè)定在推定的上述收縮期或上述擴(kuò)張期內(nèi)。
17.如權(quán)利要求16所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述數(shù)據(jù)收集單元在上述收縮期或上述擴(kuò)張期超過(guò)與最小心拍期間對(duì)應(yīng)的閾值時(shí)，設(shè) 定為最小心拍期間內(nèi)的上限值。
18.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述數(shù)據(jù)收集單元設(shè)定與表示病變部位的惡化程度的指標(biāo)的值對(duì)應(yīng)的延遲時(shí)間。
19.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于 上述數(shù)據(jù)收集單元在心肌的擴(kuò)張期和收縮期中分別進(jìn)行掃描，上述圖像生成單元伴隨與上述擴(kuò)張期對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)和與上述收縮期對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)之間的 差分處理生成上述血流像。
20.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述數(shù)據(jù)收集單元根據(jù)上述心拍信息或上述脈波信息直接設(shè)定上述延遲時(shí)間而進(jìn)行三維掃描。
21.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述數(shù)據(jù)收集單元基于心拍信息設(shè)定脈波同步成像用的延遲時(shí)間。
22.一種磁共振成像方法，其特征在于包括基于預(yù)先從受檢體取得的心拍信息或脈波信息設(shè)定與拍動(dòng)同步的成像中的從表示數(shù) 據(jù)收集定時(shí)的時(shí)相的基準(zhǔn)波算起的延遲時(shí)間，通過(guò)伴隨設(shè)定的延遲時(shí)間進(jìn)行與拍動(dòng)同步的 成像掃描而收集磁共振信號(hào)的步驟；以及 基于上述磁共振信號(hào)生成血流像的步驟。
23.一種磁共振成像方法，其特征在于包括存儲(chǔ)與心拍信息或脈波信息相關(guān)聯(lián)的多個(gè)延遲時(shí)間的步驟，其中，上述多個(gè)延遲時(shí)間 是與拍動(dòng)同步的成像中的從表示數(shù)據(jù)收集定時(shí)的時(shí)相的基準(zhǔn)波算起的多個(gè)延遲時(shí)間；從上述存儲(chǔ)的多個(gè)延遲時(shí)間取得與預(yù)先從作為拍攝對(duì)象的受檢體取得的心拍信息或 脈波信息對(duì)應(yīng)的延遲時(shí)間并設(shè)定為拍攝條件，通過(guò)伴隨設(shè)定的延遲時(shí)間進(jìn)行與拍動(dòng)同步的 成像掃描而收集磁共振信號(hào)的步驟；以及 基于上述磁共振信號(hào)生成血流像的步驟。
全文摘要
提供一種磁共振成像裝置和磁共振成像方法，該磁共振成像裝置包括基于預(yù)先從受檢體取得的心拍信息或脈波信息設(shè)定與拍動(dòng)同步的成像中的從表示數(shù)據(jù)收集定時(shí)的時(shí)相的基準(zhǔn)波算起的延遲時(shí)間，通過(guò)伴隨設(shè)定的延遲時(shí)間進(jìn)行與拍動(dòng)同步的成像掃描而收集磁共振信號(hào)的數(shù)據(jù)收集單元；以及基于上述磁共振信號(hào)生成血流像的圖像生成單元。
文檔編號(hào)A61B5/055GK101843485SQ201010143208
公開(kāi)日2010年9月29日 申請(qǐng)日期2010年3月24日 優(yōu)先權(quán)日2009年3月24日
發(fā)明者宮崎美津惠 申請(qǐng)人:株式會(huì)社東芝, 東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會(huì)社