專利名稱：磁共振成像裝置以及磁共振成像方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及用拉莫爾頻率的高頻(RF radio frequency)信號對被檢體的原子 核自旋進(jìn)行磁激勵、并根據(jù)伴隨著該激勵而產(chǎn)生的核磁共振(NMR : nuclear magnetic resonance)信號而重構(gòu)圖像的磁共振成像(MRI Magnetic Resonance Imaging)。 特 別地，本發(fā)明涉及能夠?qū)嵤┎皇褂迷煊皠┒@得血流圖像的非造影MRA(Magnetic ResonanceAngiography 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)：
磁共振成像是利用拉莫爾頻率的RF信號對放置于靜磁場中的被檢體的原子核自 旋進(jìn)行磁激勵、并根據(jù)伴隨著該激勵而產(chǎn)生的MR信號重構(gòu)圖像的攝像法。在該磁共振成像的領(lǐng)域中，作為獲得血流圖像的方法已知有MRA。MRA中不 使用造影劑的MRA被稱為非造影MRA(例如參照專利文獻(xiàn)1)。在非造影MRA中，提 出有FBI (Fresh Blood Imaging 新鮮血液成像)法，該FBI方法通過進(jìn)行心電同步(electro cardiogram同步以下稱為ECG同步)來捕捉從心臟排出的流速快的血流，從而良好地 對血管進(jìn)行顯像。另一方面，以往，利用MRA進(jìn)行心臟的缺血部位和梗塞部位的檢查。在以往的 心臟檢查中，對被檢體施加藥劑負(fù)荷和運(yùn)動負(fù)荷，利用投入造影劑的造影MRA法進(jìn)行心 臟的成像。圖1是用于說明通過以往的造影MRA進(jìn)行的心臟檢查法的心肌的斷面圖。當(dāng)對被檢體投入釓系的造影劑來進(jìn)行動態(tài)攝像時(shí)，如圖1所示，在由心肌內(nèi)正 常的血管供給血液的組織A中流入血液，因此成為高信號值。但是，在施加藥劑負(fù)荷或 運(yùn)動負(fù)荷而使血管舒張后的狀態(tài)下，由于狹窄的血管，血流量相對減少，因此，作為缺 血部位B而呈現(xiàn)低信號區(qū)域。因此，能夠?qū)⒌托盘枀^(qū)域診斷為缺血部位B。這樣，缺血 檢查也稱為負(fù)荷灌注(stress perfusion)，通過在藥物負(fù)荷或運(yùn)動負(fù)荷下投入造影劑，從而 能夠作為血液循環(huán)(VascularCirculation)的缺陷(Defect)而檢查出來。并且，作為梗塞的診斷方法，有延遲造影法。延遲造影法是使造影劑流入組 織、將對造影劑沒有排空(wash-out)功能的部位診斷為梗塞的方法。例如在圖1所示那 樣血管閉塞的梗塞部位C處，沒有使造影劑流出的功能，所以造影劑滯留。因此，因殘 留的造影劑而引起LDE (latedelayed enhancement 延遲增強(qiáng))，作為比正常的組織A延遲 呈現(xiàn)的高信號區(qū)域而能夠檢測出梗塞部位C。心臟檢查也利用MRI裝置以外的圖像診斷裝置進(jìn)行，檢查結(jié)果利用各種各樣的 顯示方法顯示。例如存在如下技術(shù)利用在X射線CT (compuled tomography)裝置中收 集到的心臟的CT圖像數(shù)據(jù)顯示不同的斷面的心肌層的技術(shù)；和利用在超聲波診斷裝置中 收集到的心肌的三維圖像數(shù)據(jù)對心肌的斷層圖像進(jìn)行牛眼(bull’ s eye)顯示的技術(shù)(例 如參照專利文獻(xiàn)2和專利文獻(xiàn)3)。然而，在利用MRI裝置進(jìn)行的以往的心臟檢查法中，在施加了藥劑負(fù)荷和運(yùn)動負(fù)荷的狀態(tài)下供給釓系等造影劑并進(jìn)行動態(tài)攝像，由此來診斷缺血部位和梗塞部位。 因此，當(dāng)注入造影劑后在一定時(shí)間內(nèi)不進(jìn)行成像時(shí)，則無法以充分的對比度獲得血流圖 像。因此，具有在時(shí)間分辨率上存在制約的問題。并且，由于時(shí)間分辨率受限，從而空 間分辨率也降低。從這種技術(shù)背景來看，具有這樣的問題在產(chǎn)生畫質(zhì)偏差的同時(shí)，解 譯者的診斷也產(chǎn)生偏差。并且，公開了含釓的造影劑和腎性系統(tǒng)性纖維化(NSF NephrogenicSystemic Fibrosis)的關(guān)系。另外，在基于負(fù)荷灌注的檢查中，腺苷和潘生丁(dipyridamole)等藥 物的危險(xiǎn)性也成為問題。而且，這種問題在對心臟以外的攝像部位收集造影MRA圖像的情況下也同樣存在。專利文獻(xiàn)1 日本特開2001-252263號公報(bào)專利文獻(xiàn)2 日本特開2006-198411號公報(bào)專利文獻(xiàn)3 日本特開2005-531352號公報(bào)

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的在于提供一種磁共振成像的技術(shù)，該磁共振成像的技術(shù)能夠以更 好的時(shí)間分辨率和空間分辨率安全地收集包括心臟在內(nèi)的攝像部位的MRA圖像和基于 MRA圖像的血流信息。以下，針對各方式說明本發(fā)明的內(nèi)容。(1)本發(fā)明的一個(gè)方式的磁共振成像裝置具備成像數(shù)據(jù)收集部，該成像數(shù)據(jù)收集 部通過多次施加用于對流入到包括心肌在內(nèi)的成像區(qū)域的血液進(jìn)行識別顯示的區(qū)域選擇 激勵脈沖，并改變從上述區(qū)域選擇激勵脈沖的施加定時(shí)到成像數(shù)據(jù)的收集定時(shí)的時(shí)間， 由此與心搏同步地以非造影方式從上述成像區(qū)域收集與上述流入的血液的相互不同的移 動時(shí)間對應(yīng)的多個(gè)三維成像數(shù)據(jù)；血流圖像生成部，該血流圖像生成部根據(jù)上述多個(gè)成 像數(shù)據(jù)來生成與上述相互不同的血液的移動時(shí)間對應(yīng)的多個(gè)血流圖像數(shù)據(jù)；以及心功能 解析部，該心功能解析部根據(jù)上述多個(gè)血流圖像數(shù)據(jù)獲得表示上述心肌的心功能的血流 fn息ο(2)本發(fā)明的另一方式的磁共振成像裝置具備成像數(shù)據(jù)收集部，該成像數(shù)據(jù) 收集部對心臟的包括大動脈的至少一部分的區(qū)域施加用于對流入到包括心肌在內(nèi)的成像 區(qū)域的血液進(jìn)行識別顯示的區(qū)域選擇激勵脈沖，并以非造影方式從上述成像區(qū)域收集至 少一個(gè)成像數(shù)據(jù)；和血流信息生成部，該血流信息生成部根據(jù)上述成像數(shù)據(jù)來生成至少 一個(gè)血流圖像數(shù)據(jù)。(3)本發(fā)明的磁共振成像方法是如下的方法該方法具有以下步驟對心臟的包括大動脈的至少一部分在內(nèi)的區(qū)域施加用于 對流入包括心肌在內(nèi)的成像區(qū)域的血液進(jìn)行識別顯示的區(qū)域選擇激勵脈沖，并以非造影 方式從上述成像區(qū)域收集成像數(shù)據(jù)的步驟；以及根據(jù)上述成像數(shù)據(jù)生成血流圖像數(shù)據(jù)的步驟。根據(jù)以上構(gòu)成的磁共振成像裝置或磁共振成像方法，能夠以更好的時(shí)間分辨率 和空間分辨率安全地收集包括心臟在內(nèi)的攝像部位的MRA圖像和基于MRA圖像的血流信息。


在附圖中，圖1是用于說明利用以往的造影MRA進(jìn)行的心臟檢查法的心肌的斷面圖。圖2是表示本發(fā)明的磁共振成像裝置的實(shí)施方式的構(gòu)成圖。圖3是圖2所示的計(jì)算機(jī)的功能框圖。圖4是表示在圖3所示的攝像條件設(shè)定部中設(shè)定的t-SLIP序列的一個(gè)例子的時(shí) 序圖。圖5是表示在圖3所示的攝像條件設(shè)定部中設(shè)定的t-SLIP序列的另一個(gè)例子的 時(shí)序圖。圖6是表示在圖3所示的攝像條件設(shè)定部中設(shè)定的標(biāo)記區(qū)域的第一例子的圖。圖7是表示在圖3所示的攝像條件設(shè)定部中設(shè)定的標(biāo)記區(qū)域的第二例子的圖。圖8是表示在圖3所示的攝像條件設(shè)定部中設(shè)定的標(biāo)記區(qū)域的第三例子的圖。圖9是表示在圖3所示的攝像條件設(shè)定部中設(shè)定的標(biāo)記區(qū)域的第四例子的圖。圖10是表示在圖3所示的攝像條件設(shè)定部中設(shè)定的標(biāo)記區(qū)域的第五例子的圖。圖11是表示在圖3所示的攝像條件設(shè)定部中設(shè)定的標(biāo)記區(qū)域的第六例子的圖。圖12是表示在圖3所示的攝像條件設(shè)定部中設(shè)定的標(biāo)記區(qū)域的第七例子的圖。圖13A-13E是說明在圖3所示的攝像條件設(shè)定部中設(shè)定為攝像條件的TI和BBTI 的決定方法的圖。圖14A和圖14B是說明在血流圖像制成部中從圖像數(shù)據(jù)除去血液以外的信號成 分來生成血流圖像數(shù)據(jù)的處理的圖。圖15A和圖15B是表示在圖3所示的血流信息制成部中制成的血流圖像數(shù)據(jù)的 分布的一個(gè)例子的圖。圖16A-16D是表示在圖3所示的血流信息制成部中制成與不同的多個(gè)BBTI對應(yīng) 的血流圖像數(shù)據(jù)的分布的示例的圖。圖17是表示在圖3所示的血流信息制成部中識別顯示根據(jù)與不同的BBTI對應(yīng)的 血流圖像數(shù)據(jù)之間的信號差來確定的心肌的病變部位的示例的圖。圖18是表示圖17所示的橫穿缺血部位的線ROI-A處的信號差的圖。圖19是表示圖17所示的橫穿梗塞部位的線ROI-B處的信號差的圖。圖20是表示在圖3所示的血流信息制成部中能夠選擇顯示心肌斷面上的多根線 ROI上的與不同的BBTI對應(yīng)的血流圖像數(shù)據(jù)之間的信號差分值的示例的圖。圖21是表示在圖3所示的血流信息制成部中進(jìn)行血流圖像數(shù)據(jù)之間的位置校正 的情況下的基準(zhǔn)位置的圖。圖22是表示利用圖2所示的磁共振成像裝置進(jìn)行非造影MRA成像來獲得被檢體 P的心肌斷面處的血流信息并進(jìn)行顯示時(shí)的流程的流程圖。
具體實(shí)施例方式參照附圖對本發(fā)明的磁共振成像裝置的實(shí)施方式進(jìn)行說明。
(構(gòu)成和功能)圖2是表示本發(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具備形成靜磁場的筒狀的靜磁場用磁鐵21、設(shè)置于該靜磁場 用磁鐵21的內(nèi)部的勻場線圈22、傾斜磁場線圈23以及RF線圈24。并且，在磁共振成像裝置20中具備控制系統(tǒng)25?？刂葡到y(tǒng)25具備靜磁場電源 26、傾斜磁場電源27、勻場線圈電源28、發(fā)送器29、接收器30、序列控制器31以及計(jì) 算機(jī)32?？刂葡到y(tǒng)25的傾斜磁場電源27具有X軸傾斜磁場電源27x、Y軸傾斜磁場電 源27y和Z軸傾斜磁場電源27z。并且，在計(jì)算機(jī)32中具備輸入裝置33、顯示裝置34、 運(yùn)算裝置35和存儲裝置36。靜磁場用磁鐵21與靜磁場電源26連接，具有通過從靜磁場電源26供給的電流 在攝像區(qū)域形成靜磁場的功能。另外，靜磁場用磁鐵21大多情況由超導(dǎo)線圈構(gòu)成，在勵 磁時(shí)與靜磁場電源26連接而被供給電流，但一般一旦被勵磁后就成為非連接狀態(tài)。并 且，也有時(shí)利用永久磁鐵構(gòu)成靜磁場用磁鐵21而不設(shè)置靜磁場電源26。并且，在靜磁場用磁鐵21的內(nèi)側(cè)同軸地設(shè)置有筒狀的勻場線圈22。勻場線圈 22與勻場線圈電源28連接，構(gòu)成為從勻場線圈電源28向勻場線圈22供給電流，使靜磁 場均勻化。傾斜磁場線圈23具有X軸傾斜磁場線圈23x、Y軸傾斜磁場線圈23y和Z軸傾 斜磁場線圈23z，在靜磁場用磁鐵21的內(nèi)部形成為筒狀。在傾斜磁場線圈23的內(nèi)側(cè)設(shè) 置有臥臺37來作為攝像區(qū)域，被檢體P放置在臥臺37上。在RF線圈24中具有內(nèi)置于 臺架的收發(fā)RF信號用的全身用線圈(WBC : whole body coil) >設(shè)置于臥臺37或被檢體P 附近的接收RF信號用的局部線圈等。并且，傾斜磁場線圈23與傾斜磁場電源27連接。傾斜磁場線圈23的X軸傾 斜磁場線圈23x、Y軸傾斜磁場線圈23y和Z軸傾斜磁場線圈23z分別與傾斜磁場電源27 的X軸傾斜磁場電源27x、Y軸傾斜磁場電源27y和Z軸傾斜磁場電源27z連接。而且，通過從X軸傾斜磁場電源27x、Y軸傾斜磁場電源27y和Z軸傾斜磁場 電源27z分別向X軸傾斜磁場線圈23x、Y軸傾斜磁場線圈23y和Z軸傾斜磁場線圈23z 供給的電流，分別在攝像區(qū)域形成X軸方向的傾斜磁場Gx、Y軸方向的傾斜磁場Gy、Z 軸方向的傾斜磁場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信號并將該信號發(fā)送給被檢體P的功能。接收用的RF線圈24具有如下 功能接收伴隨RF信號對被檢體P內(nèi)部的原子核自旋的激勵而產(chǎn)生的NMR信號并將該 NMR信號給予接收器30。另一方面，控制系統(tǒng)25的序列控制器31與傾斜磁場電源27、發(fā)送器29和接收 器30連接。序列控制器31具有存儲序列信息的功能，該序列信息記述了驅(qū)動傾斜磁場 電源27、發(fā)送器29以及接收器30所需的控制信息，該控制信息例如是應(yīng)該對傾斜磁場 電源27施加的脈沖電流的強(qiáng)度、施加時(shí)間、施加定時(shí)等動作控制信息。并且，序列控制 器31具有如下功能按照存儲的預(yù)定的序列驅(qū)動傾斜磁場電源27、發(fā)送器29以及接收 器30，由此產(chǎn)生X軸傾斜磁場Gx、Y軸傾斜磁場Gy、Z軸傾斜磁場Gz以及RF信號。并且，序列控制器31接收通過接收器30中的NMR信號檢波和A/D (analog todigital)轉(zhuǎn)換得到的復(fù)數(shù)即原始數(shù)據(jù)(raw data)，并將該原始數(shù)據(jù)輸入計(jì)算機(jī)32。因此，發(fā)送器29中具備如下功能根據(jù)從序列控制器31接收到的控制信息將 RF信號給予RF線圈24。接收器30中具有如下功能對從RF線圈24接收到的NMR 信號進(jìn)行檢波并執(zhí)行所需的信號處理，并且進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換，由此，生成數(shù)字化后的復(fù)數(shù) 即原始數(shù)據(jù)的功能；以及將生成的原始數(shù)據(jù)輸入序列控制器31的功能。另夕卜，在磁共振成像裝置20中具備獲得被檢體P的ECG(electrocardiogram)信 號的ECG單元38。由ECG單元38獲得的ECG信號構(gòu)成為經(jīng)由序列控制器31輸出給計(jì) 算機(jī)32。另外，也可以代替將心搏表示為心跳信息的ECG信號，而獲得將心搏表示為脈 波信息的脈波同步(PPG peripheral pulse gating)信號。PPG信號例如是將手指尖的脈
波作為光信號檢測出的信號。在獲得PPG信號的情況下，設(shè)置PPG信號檢測單元。以 下，對獲得ECG信號的情況進(jìn)行描述。并且，通過利用運(yùn)算裝置35執(zhí)行保存在計(jì)算機(jī)32的存儲裝置36中的程序，從 而使計(jì)算機(jī)32具備各種功能。但是，也可以不管程序如何，在磁共振成像裝置20中設(shè) 置具有各種功能的特定的電路。圖3是圖2所示的計(jì)算機(jī)32的功能框圖。計(jì)算機(jī)32通過程序作為攝像條件設(shè)定部40、序列控制器控制部41、k空間數(shù) 據(jù)庫42、血流圖像制成部43、圖像數(shù)據(jù)庫44以及血流信息制成部46而發(fā)揮功能。攝 像條件設(shè)定部40具有預(yù)掃描條件設(shè)定部40A、攝像參數(shù)決定部40B以及攝像參數(shù)保存部 40C。攝像條件設(shè)定部40具有如下功能根據(jù)來自輸入裝置33的指示信息設(shè)定包括脈 沖序列在內(nèi)的攝像條件，并將設(shè)定的攝像條件提供給序列控制器控制部41。攝像條件設(shè) 定部40具有如下功能對在ECG同步下流入成像區(qū)域的血液進(jìn)行標(biāo)記，并設(shè)定用于以 非造影方式獲得心肌斷面處的血流圖像的脈沖序列。并且，攝像條件設(shè)定部40具備如下 功能設(shè)定用于獲得被標(biāo)記的血液的移動時(shí)間不同的多個(gè)血流圖像的多個(gè)脈沖序列。另 外，“標(biāo)記”作為與“賦予標(biāo)志”相同的意思而使用。作為用于從包括心肌的多個(gè)斷面在內(nèi)的成像區(qū)域收集數(shù)據(jù)的成像序列，例如 可以使用三維(3D three-dimensional) FSE (fast spin echo 快速自旋回波)序列、3D FASE (3D fast asymmetric spin echo 或 fastadvanced spin echo 高級快速自旋回波)序列、 3D 禾急態(tài)自由進(jìn)動(SSFP steady state free precession)序歹[I、EPI (echo planar imaging 回 波平面成像)序列、Radial(徑向)數(shù)據(jù)收集序列。FASE序列是利用半傅立葉法的FSE序列。在Radial數(shù)據(jù)收集序列中還包括使多個(gè)數(shù)據(jù)收集線旋轉(zhuǎn)的 PROPELLER (Periodically Rotated Overlapping ParallEL Lines withEnhanced Reconstruction
周期性旋轉(zhuǎn)重疊平行線采集和增強(qiáng)重建)序列。SSFP 序列有 balanced SSFP 序列和 true SSFP 序列等種類，balancedSSFP 序列和 true SSFP序列適于數(shù)據(jù)收集效率高因而進(jìn)行高速數(shù)據(jù)收集的情況。并且，作為非造影MRA存在FBI法。FBI法是如下的非造影MRA 使用FASE
序列等序列，使R波等表示被檢體P的心時(shí)相的基準(zhǔn)波從同步的觸發(fā)信號延遲預(yù)定時(shí)間，針對多次心跳的每一次反復(fù)收集回波數(shù)據(jù)。根據(jù)FBI法，血液的橫向弛豫(橫緩和)(T2) 成分的磁化通過經(jīng)多次心跳而恢復(fù)，能夠獲得強(qiáng)調(diào)了血液的Τ2磁化成分的水(血液)強(qiáng) 調(diào)圖像來作為血管圖像。另外，在FBI法中，執(zhí)行收集與預(yù)定片編碼量相應(yīng)的回波數(shù)據(jù) (容積數(shù)據(jù))的三維成像。另外，為了良好地對從大動脈流入心臟內(nèi)的成像區(qū)域的血液進(jìn)行顯像，設(shè)定進(jìn) 行血液的標(biāo)記的攝像條件。作為標(biāo)記法之一，可以列舉伴隨著多個(gè)標(biāo)記用脈沖的施加的 t-SLIP (Time-SLIP Time Spatial LabelingInversion Pulse-時(shí)空標(biāo)記反轉(zhuǎn)脈沖)法。此處， 以t-SLIP為例進(jìn)行說明。在基于t-SLIP法的t-SLIP序列中，施加t-SLIP脈沖，標(biāo)記流入攝像區(qū)域的血 液。即，t-SLIP序列是伴隨ASL (Arterial spin labeling 動脈自旋標(biāo)記)脈沖的施加的
攝像序列，用于通過對流入攝像斷面的血液進(jìn)行標(biāo)記而選擇性地顯像或抑制所標(biāo)記的血 液。通過該t-SLIP脈沖，能夠選擇性地強(qiáng)調(diào)或抑制在反轉(zhuǎn)時(shí)間(Tl inversion time)后 僅是到達(dá)攝像斷面的血液的信號強(qiáng)度。在從ECG信號的R波經(jīng)過一定的延遲時(shí)間(delay time)后施加t-SLIP脈沖，在ECG同步下進(jìn)行攝像。t-SLIP脈沖包含區(qū)域非選擇反轉(zhuǎn)脈沖和區(qū)域選擇反轉(zhuǎn)脈沖。區(qū)域非選擇反轉(zhuǎn)脈 沖可以切換ON/OFF。t-SLIP脈沖至少包括區(qū)域選擇反轉(zhuǎn)脈沖。S卩，t_SLIP脈沖有僅 由區(qū)域選擇反轉(zhuǎn)脈沖構(gòu)成的情況以及由區(qū)域選擇反轉(zhuǎn)脈沖和區(qū)域非選擇反轉(zhuǎn)脈沖兩者構(gòu) 成的情況。區(qū)域選擇反轉(zhuǎn)脈沖可以與成像區(qū)域獨(dú)立地任意設(shè)定。當(dāng)通過該區(qū)域選擇反轉(zhuǎn)脈 沖對流入成像區(qū)域的血液進(jìn)行標(biāo)記時(shí)，在TI后有血液到達(dá)的部分的信號強(qiáng)度變高。另 外，當(dāng)區(qū)域非選擇反轉(zhuǎn)脈沖設(shè)為OFF時(shí)，在TI后有血液到達(dá)的部分的信號強(qiáng)度變低。因 此，能夠掌握血液的移動方向和距離。圖4是表示在圖3所示的攝像條件設(shè)定部40中設(shè)定的t-SLIP序列的一個(gè)例子的 圖。在圖4中，橫軸表示經(jīng)過時(shí)間t，ECG、RF、G、Mz分別表示作為ECG觸發(fā)的R 波、RF信號、傾斜磁場脈沖、縱向磁化成分(Iongitudinalmagnetizationcomponent)。并
且，tdl是從R波的時(shí)刻到180°區(qū)域非選擇IR脈沖的施加時(shí)刻的時(shí)間間隔(延遲時(shí)間)。 并且，td2是從將要開始數(shù)據(jù)收集之前的R波的時(shí)刻到開始數(shù)據(jù)收集時(shí)刻的時(shí)間時(shí)間(延 遲時(shí)間)。如圖4所示，與ECG信號的R波同步地，在從R波經(jīng)過預(yù)定的延遲時(shí)間tdl后， 施加180°區(qū)域非選擇反轉(zhuǎn)恢復(fù)(IR inversion recovery)脈沖。由此，被檢體內(nèi)的心肌和 血液的縱向磁化成分Mz發(fā)生反轉(zhuǎn)。即，心肌和血液的縱向磁化成分Mz均為-1。接著，在從180°區(qū)域非選擇IR脈沖的施加時(shí)刻經(jīng)過ΔΤ后的定時(shí)，對被選擇 為標(biāo)記區(qū)域的層塊(slab)以不同的定時(shí)施加第一 180°區(qū)域選擇:[R脈沖和第二 180°區(qū) 域選擇IR脈沖。并且，為了選擇標(biāo)記用層塊，在施加第一 180°區(qū)域選擇IR脈沖和第 二 180°區(qū)域選擇IR脈沖的同時(shí)，分別施加第一 180°層塊選擇激勵傾斜磁場脈沖和第二 180°層塊選擇激勵傾斜磁場脈沖。由此，標(biāo)記區(qū)域內(nèi)的血液的縱向磁化成分Mz恢復(fù)與 180°區(qū)域非選擇IR脈沖和180°區(qū)域選擇IR脈沖的間隔Δ T對應(yīng)的量，然后，選擇性 地反轉(zhuǎn)。即，標(biāo)記區(qū)域內(nèi)的血液被標(biāo)記。另外，由于圖4中較為復(fù)雜，因此，利用雙點(diǎn)劃線表示該標(biāo)記區(qū)域內(nèi)的血液的縱向磁化成分Mz通過第一 180°區(qū)域選擇IR脈沖反轉(zhuǎn)的情況，并省略了通過第二 180° 區(qū)域選擇IR脈沖反轉(zhuǎn)的血液的縱向磁化成分Mz。另一方面，標(biāo)記區(qū)域外的血液的縱向 磁化成分Mz不反轉(zhuǎn)而維持負(fù)值的狀態(tài)。S卩，(第一和第二)180°區(qū)域選擇IR脈沖作為 標(biāo)記脈沖而發(fā)揮功能。進(jìn)而，在從施加180°區(qū)域非選擇脈沖的時(shí)刻經(jīng)過TI后的定時(shí)，S卩，在從180° 區(qū)域選擇:tR脈沖經(jīng)過BBTI (Black Blood Traveling Time 黑色血液移動時(shí)間)后的定時(shí)，
開始執(zhí)行成像序列，開始從包括心肌部分在內(nèi)的成像區(qū)域收集數(shù)據(jù)。但是，由于心肌始 終運(yùn)動，因此，期望始終以相同的舒張期的心時(shí)相進(jìn)行數(shù)據(jù)收集。因此，設(shè)定ECG同步 的延遲時(shí)間tdl、td2，以在舒張期的適當(dāng)?shù)男臅r(shí)相進(jìn)行數(shù)據(jù)收集。更詳細(xì)地講，心臟的心搏在舒張末期少，最接近靜止?fàn)顟B(tài)，因此適于數(shù)據(jù)收 集。在本發(fā)明中，如后所述那樣改變BBTI的值，針對每個(gè)不同的BBTI分別獲得圖像， 但每次數(shù)據(jù)收集時(shí)若只增加BBTI，則無法使數(shù)據(jù)收集開始的定時(shí)始終與心臟的舒張末期 一致。期望控制標(biāo)記脈沖與區(qū)域非選擇脈沖的關(guān)系以及延遲時(shí)間(tdl、td2)，以使得即 使增加BBTI，(a)數(shù)據(jù)收集開始的定時(shí)也始終與心臟的舒張末期一致，并且，(b)未被標(biāo) 記的心肌的縱向磁化成分Mz為零時(shí)(在背景信號被抑制時(shí))數(shù)據(jù)收集開始。為了滿足上述(a)、(b)條件，在本發(fā)明中，能夠根據(jù)以下的⑴式和(2)式獨(dú) 立地控制背景信號的抑制和BBTI。Tdl+ Δ T+BBTI = η X RR+td2 …(1)Δ T+BBTI = Tl... (2)在(1)式中，RR是R波和R波的時(shí)間間隔(相當(dāng)于心臟搏動的一周期期間)， η是1以上的自然數(shù)(例如到3)。圖4對應(yīng)于η = 2的情況。在(2)式中，TI是由心 肌的縱弛豫時(shí)間確定的物理特性值，是恒定的值。因此，在本實(shí)施方式中，在根據(jù)ECG信號測定RR后，決定η，并以使數(shù)據(jù)收集 開始的定時(shí)與心臟的舒張末期一致的方式?jīng)Q定延遲時(shí)間td2。決定延遲時(shí)間td2后，延遲 時(shí)間tdl也根據(jù)(1)式唯一地被決定。接著，只要根據(jù)(2)式，以在未被標(biāo)記的心肌的縱 向磁化成分Mz為零時(shí)數(shù)據(jù)收集開始的方式分別決定ΔΤ、BBTI即可。在此，要加長血液的到達(dá)距離，需要加長BBTI，但為此也可以使ΔΤ的符號為 負(fù)、使BBTI比TI長。S卩，也可以在180°區(qū)域非選擇IR脈沖之前施加180°區(qū)域選擇 m脈沖。另外，心臟搏動的一周期的期間(RR)不是始終相同的間隔而是變動的。因此， 期望根據(jù)心跳的變動來適當(dāng)變更脈沖序列。具體而言，根據(jù)ECG信號的數(shù)據(jù)和數(shù)據(jù)收集 對象的心跳前的多個(gè)RR來推定作為數(shù)據(jù)收集對象的RR。進(jìn)而，根據(jù)RR的推定值，動 態(tài)或?qū)崟r(shí)控制(調(diào)整)延遲時(shí)間td2。在該控制中，在數(shù)據(jù)收集對象的RR的推定值極短 的情況下，最好以使延遲時(shí)間td2比RR的推定值短的方式校正延遲時(shí)間td2使其縮短或 不進(jìn)行數(shù)據(jù)收集。在延遲時(shí)間td2比數(shù)據(jù)收集對象的RR長的情況下，有可能以收縮期的 心時(shí)相進(jìn)行數(shù)據(jù)收集，這是因?yàn)樵谠撔臅r(shí)相心臟的運(yùn)動大，不適于數(shù)據(jù)收集。另外，如圖4所示，在數(shù)據(jù)收集前，施加脂肪飽和(fat-saturation)脈沖和 SPIR(spectral pre-saturation with inversion recovery 頻譜預(yù)飽和反轉(zhuǎn)恢復(fù))脈沖等脂肪抑制脈沖。在FBI法的情況下，數(shù)據(jù)收集跨越多個(gè)心跳。并且，由于數(shù)據(jù)收集以非造影方 式進(jìn)行，所以沒有時(shí)間的限制。因此，能夠使用以高分辨率進(jìn)行3D數(shù)據(jù)收集的序列作為 成像序列。另外，TI和BBTI可以獨(dú)立地設(shè)定。S卩，以往，180°區(qū)域非選擇IR脈沖和 180°區(qū)域選擇Hl脈沖的間隔Δ T^O,但間隔Δ T可變。也可以代替TI或BBTI而設(shè)定 間隔ΔΤ，此處對設(shè)定TI和BBTI的情況進(jìn)行說明。如圖4所示，在施加180°區(qū)域非選擇脈沖后，成像區(qū)域中的心肌和未被標(biāo)記的 血液的縱向磁化成分Mz恢復(fù)。因此，期望決定Tl，使得成為背景的心肌的縱向磁化成 分Mz的絕對值和未被標(biāo)記的血液的縱向磁化成分Mz的絕對值兩者為預(yù)定值以下，從而 在成為零附近的定時(shí)開始數(shù)據(jù)收集。因?yàn)檫@樣能夠選擇性地強(qiáng)調(diào)來自被標(biāo)記的血液的信 號，另一方面，能夠抑制成為背景的心肌和來自未被標(biāo)記的血液的不需要的信號。然而，如圖4所示，縱向磁化成分Mz的恢復(fù)速度在心肌和血液中不同。因此， 決定Tl，以使得在心肌的縱向磁化成分Mz為零附近的定時(shí)開始數(shù)據(jù)收集。同時(shí)，對于 來自未被標(biāo)記的血液的信號，能夠通過數(shù)據(jù)處理來抑制。由此，能夠進(jìn)一步更好地抑制 心肌和來自未被標(biāo)記的血液的不需要的信號。除去來自未被標(biāo)記的血液的信號的處理可以在后述的血流圖像制成部43中進(jìn) 行。即，若使用作為復(fù)數(shù)信號的磁共振信號的(不是絕對值)實(shí)部進(jìn)行REAL圖像重構(gòu) 處理，則來自未被標(biāo)記的血液的磁共振信號取負(fù)值，因此，在圖像數(shù)據(jù)中為低信號值。 從而，在根據(jù)數(shù)據(jù)值對圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行亮度顯示的情況下，被標(biāo)記的呈現(xiàn)高信號的血液部 分以高亮度顯示，另一方面，未被標(biāo)記的不需要的血液部分以低亮度顯示。另外，由于 來自心肌的信號值為零附近，所以能夠選擇性地僅將被標(biāo)記的血液作為白色血液(white blood)進(jìn)行白色顯示。另外，如果對收集數(shù)據(jù)施加余弦濾波，則能夠使來自未被標(biāo)記的血液的被標(biāo)準(zhǔn)
化的負(fù)值信號為-1。由此，在亮度顯示的圖像數(shù)據(jù)中，能夠使未被標(biāo)記的血液部分變
m
T^ O并且，對于BBTI，也可以以跨越多個(gè)心跳的方式設(shè)定。為此，也可以是BBTI 比TI長，即設(shè)定為ΔΤ<0。當(dāng)施加180°區(qū)域選擇IR脈沖時(shí)，在標(biāo)記區(qū)域內(nèi)標(biāo)記的血 液在經(jīng)過BBTI后移動到成像區(qū)域內(nèi)，特別強(qiáng)調(diào)通過數(shù)據(jù)收集而收集到的信號中的來自被 標(biāo)記的血液的信號。因此，若將BBTI設(shè)定得較長，則能夠強(qiáng)調(diào)移動更長距離的血液。因此，若多次施加180°區(qū)域選擇IR脈沖，則能夠加大可設(shè)定的BBTI的上限 值。即，當(dāng)對標(biāo)記區(qū)域多次施加標(biāo)記脈沖時(shí)，被標(biāo)記的血液增加，因此，可設(shè)定的BBTI 的上限變長。在圖4的示例中，施加兩個(gè)180°區(qū)域選擇IR脈沖，在從第一 180°區(qū)域 選擇Hl脈沖經(jīng)過Δ BBTI后，施加第二 180°區(qū)域選擇Hl脈沖。對于ΔΒΒΤΙ，期望被標(biāo)記的血液不間斷地連續(xù)地流動。例如，如果在通過第一 180°區(qū)域選擇IR脈沖所標(biāo)記的血液全部從標(biāo)記區(qū)域流出的定時(shí)，在與第一 180°區(qū)域選 擇IR脈沖的施加區(qū)域相同的區(qū)域施加第二 180°區(qū)域選擇IR脈沖，則理論上可以使BBTI 的上限值達(dá)到2倍。另外，第二 180°區(qū)域選擇IR脈沖的施加區(qū)域可以設(shè)為與第一 180° 區(qū)域選擇IR脈沖的施加區(qū)域相同，也可以設(shè)為不同。第二 180°區(qū)域選擇IR脈沖的施加
13區(qū)域最好設(shè)為例如僅為第一 180°區(qū)域選擇IR脈沖的施加區(qū)域中的成像區(qū)域側(cè)的一部分 等，以使被標(biāo)記的血液不間斷地連續(xù)地流動。另外，可以根據(jù)需要，在數(shù)據(jù)收集前收集RMC (red-time motioncorrection)法中 的作為監(jiān)視器用NMR信號的單一或多個(gè)MPP(motionprobing pulse)。RMC法是如下方
法通常伴隨著ECG同步而收集MPP，以使用根據(jù)MPP測定的運(yùn)動量來除去呼吸引起 的運(yùn)動的影響的方式實(shí)時(shí)校正成像數(shù)據(jù)的收集區(qū)域和收集到的數(shù)據(jù)?？梢栽跀z像條件設(shè) 定部40中設(shè)置基于RMC法的成像數(shù)據(jù)收集區(qū)域的校正功能。MPP例如從包括橫隔膜的區(qū)域以比成像數(shù)據(jù)的相位編碼量小的相位編碼 量或不施加相位編碼用傾斜磁場而獲得。于是，能夠根據(jù)對MPP進(jìn)行一維(1D: one-dimensional)傅立葉變換(FT Fourier transform)而得到的信號，將MPP的收集時(shí)刻
的橫隔膜在體軸方向上的位置作為呼吸水平而檢測出來。進(jìn)而，可以將距呼吸水平的基 準(zhǔn)值的變動量作為由呼吸引起的運(yùn)動量而求出。另外，使數(shù)據(jù)收集區(qū)域移動與由呼吸引 起的運(yùn)動量相當(dāng)?shù)囊苿恿?。由此，能夠降低由呼吸引起的運(yùn)動的影響。并且，在呼吸水平處于允許范圍外的情況下，也可以不進(jìn)行數(shù)據(jù)收集或使呼吸 水平的時(shí)間變化可視化。另外，作為后處理，也可以根據(jù)呼吸引起的運(yùn)動量來進(jìn)行成像 數(shù)據(jù)的相位校正和圖像數(shù)據(jù)的位置校正，以便除去呼吸引起的運(yùn)動的影響。但是，也可以不進(jìn)行RMC或與RMC并用來進(jìn)行憋氣，由此在呼吸停止情況下 進(jìn)行數(shù)據(jù)收集。接著，對t-SLIP序列的其它示例進(jìn)行說明。一般，BBTI的值為從1200ms到1400ms的情況較多，TI的值為600ms左右。 因此，在圖4所示的t-SLIP序列的情況下，大多情況BBTI > Tl。因此，如果在施加激勵 標(biāo)記區(qū)域的180°區(qū)域選擇IR脈沖后，施加使成像區(qū)域中的心肌和血液的縱向磁化成分 Mz反轉(zhuǎn)的180°區(qū)域選擇IR脈沖，則即使在施加180°區(qū)域非選擇IR脈沖后施加180° 區(qū)域選擇IR脈沖的情況下，也能夠抑制不需要的信號并設(shè)定長的BBTI。圖5是表示在圖3所示的攝像條件設(shè)定部40中設(shè)定的t-SLIP序列的另一個(gè)例子 的圖。在圖5中，橫軸表示經(jīng)過時(shí)間t，ECG、RF、G、Mz分別表示作為ECG觸發(fā)的
R波、RF信號、傾斜磁場脈沖、縱向磁化成分。并且，tdl是從R波的時(shí)刻到180°區(qū) 域非選擇IR脈沖的施加時(shí)刻的延遲時(shí)間，td2是從將要開始數(shù)據(jù)收集之前的R波的時(shí)刻 到數(shù)據(jù)收集開始時(shí)刻的延遲時(shí)間(與圖4同樣)。如圖5所示，在被標(biāo)記的血液流入成像區(qū)域之前的定時(shí)，心肌和成像區(qū)域內(nèi)的 血液的縱向磁化成分Mz都恢復(fù)到正值的情況下，通過施加180°成像區(qū)域選擇IR脈沖， 能夠使成像區(qū)域中的心肌和血液的縱向磁化成分Mz再次反轉(zhuǎn)。在該情況下，再次反轉(zhuǎn)而 成為負(fù)值的心肌的縱向磁化成分Mz的恢復(fù)速度比未被標(biāo)記的血液的縱向磁化成分Mz的 恢復(fù)速度快，因此，出現(xiàn)心肌和未被標(biāo)記的血液的縱向磁化成分Mz兩者為零的定時(shí)。因此，期望決定從180°成像區(qū)域選擇IR脈沖的施加時(shí)刻到數(shù)據(jù)收集開始時(shí)刻 的時(shí)間間隔T’，以使得在心肌和未標(biāo)記的血液兩者的縱向磁化成分Mz為零的定時(shí)開始 數(shù)據(jù)收集。這樣，能夠良好地抑制來自心肌和未被標(biāo)記的血液的信號，同時(shí)能夠以高強(qiáng) 度收集來自被標(biāo)記的血液的信號。并且，能夠設(shè)定跨越比2RR長的3RR的BBTI。
另外，如果在未被標(biāo)記的血液的縱向磁化成分Mz恢復(fù)為正值的情況下，未被標(biāo) 記的血液的縱向磁化成分Mz的絕對值充分小至可以忽視的程度，則能夠通過施加180° 成像區(qū)域選擇IR脈沖使支配性的心肌的縱向磁化成分Mz反轉(zhuǎn)為負(fù)值。因此，即使在 BBTI比2RR短的情況下，也能夠抑制來自心肌的信號。接著，對血液的標(biāo)記區(qū)域的設(shè)定方法進(jìn)行說明。標(biāo)記區(qū)域可以設(shè)為對心肌供給血液的冠狀動脈從大動脈分支的部分。更具體地 講，作為對心肌供給血液的血管，可以列舉右冠狀動脈(RCA : Right Coronary Artery)、 左冠狀動脈主干部(LMT Left MainCoronary Trunk) > 左回旋枝(LCX Left Circumflex) 和左前降枝(LAD: LeftAnterior descending Artery) 進(jìn)而，對心肌供給血液的任意的血
管內(nèi)的血液成為標(biāo)記的對象。圖6表示在圖3所示的攝像條件設(shè)定部40中設(shè)定的標(biāo)記區(qū)域的第一個(gè)例子。如圖6所示，由從大動脈分支的LMT、RCA、LCX> LAD向心肌供給血液。 因此，如圖6所示，能夠在標(biāo)記區(qū)域設(shè)定包括從大動脈到LMT的出口和從大動脈到RCA 的出口在內(nèi)的層塊。另外，當(dāng)在成像區(qū)域設(shè)定心肌部分時(shí)，能夠強(qiáng)調(diào)來自在BBTI后經(jīng)由 LMT或RCA到達(dá)心肌的血液的信號來進(jìn)行成像。圖7表示在圖3所示的攝像條件設(shè)定部40中設(shè)定的標(biāo)記區(qū)域的第二個(gè)例子，圖 8表示在圖3所示的攝像條件設(shè)定部40中設(shè)定的標(biāo)記區(qū)域的第三個(gè)例子。如圖7所示，通過調(diào)整選擇層塊的方向或者設(shè)定局部激勵用的層塊，從而能夠 設(shè)定僅包括RCA在內(nèi)的標(biāo)記區(qū)域。同樣，如圖8所示，能夠在標(biāo)記區(qū)域設(shè)定僅包括LMT在內(nèi)的層塊。通過這樣選 擇性地標(biāo)記特定的血管，能夠確定從被標(biāo)記的血管供給的血液在心肌內(nèi)的范圍。相反， 還能夠確定對心肌的特定區(qū)域供給血液的血管。并且，同樣，還能夠?qū)↙CX或LAD 在內(nèi)的層塊設(shè)定為標(biāo)記區(qū)域。圖9表示在圖3所示的攝像條件設(shè)定部40中設(shè)定的標(biāo)記區(qū)域的第四個(gè)例子。如圖9所示，除了大動脈上的層塊之外，還能夠在標(biāo)記區(qū)域設(shè)定用斜線部表示 的心室內(nèi)的層塊來標(biāo)記血液。由此，能夠使被標(biāo)記的血液的團(tuán)注性持續(xù)，能夠?qū)⒈粯?biāo)記 的血液更長地供給到心肌內(nèi)。心室內(nèi)的層塊能夠通過二維(2D two-dimensional)局部激 勵、或者二維局部激勵與三維層塊激勵的組合來進(jìn)行選擇激勵。圖10表示在圖3所示的攝像條件設(shè)定部40中設(shè)定的標(biāo)記區(qū)域的第五個(gè)例子，圖 11表示在圖3所示的攝像條件設(shè)定部40中設(shè)定的標(biāo)記區(qū)域的第六個(gè)例子。如圖10所示，還能夠?qū)⒈硎居倚氖?、左心室和左心房這三個(gè)腔室的斷面中的三 腔室視圖(In and Out Flow View)圖像作為定位圖像(Scout圖像)來設(shè)定標(biāo)記區(qū)域。在該 情況下，能夠更容易且準(zhǔn)確地將包括心基部(basal)側(cè)的冠狀動脈的出口在內(nèi)的層塊設(shè)定 為標(biāo)記區(qū)域。此處，當(dāng)標(biāo)記區(qū)域的寬度窄時(shí)，被標(biāo)記的血液的量也少，相應(yīng)地，被標(biāo)記的血 液的到達(dá)距離變短，存在沒有足量的被標(biāo)記的血液到達(dá)成像區(qū)域的情況。因此，如圖11所示，在三腔室視像中，也可以以不包括成像部分的方式廣 泛地設(shè)定標(biāo)記區(qū)域(的寬度)。在該情況下，標(biāo)記的血液量增加，被標(biāo)記的血液的到達(dá)距 離也變長，因此，能夠設(shè)定更長的BBTI。
三腔室視像能夠通過公知的方法獲得。具體而言，例如通過反復(fù)進(jìn)行某線 ROI上的定位圖像的收集以及收集到的定位圖像上的線ROKregion ofinterest)的設(shè)定，能 夠獲得三腔室視像。在三腔室視像的收集中使用2D SSFP序列等。圖12表示在圖3所示的攝像條件設(shè)定部40中設(shè)定的標(biāo)記區(qū)域的第七個(gè)例子。如圖12所示，還能夠?qū)⑴c被檢體和心臟的矢狀面平行且包括冠狀動脈在內(nèi)的 3D-MRA圖像作為定位圖像顯示來設(shè)定標(biāo)記區(qū)域。在該情況下，能夠目視確認(rèn)冠狀動脈 分支的情況，因此，能夠更容易且準(zhǔn)確地將包括冠狀動脈的出口在內(nèi)的層塊設(shè)定為標(biāo)記 區(qū)域。冠狀動脈的3D-MRA圖像數(shù)據(jù)若為在憋氣過程中能夠收集的厚度Thl薄的圖像 數(shù)據(jù)，則能夠以更短的時(shí)間收集。相反，若伴隨降低上述呼吸引起的運(yùn)動的影響的校正 而在自然呼吸下收集冠狀動脈的3D-MRA圖像數(shù)據(jù)，則能夠收集設(shè)定標(biāo)記區(qū)域用的更廣 范圍的定位圖像。例如可以如圖12所示，在立體顯示的3D-MRA圖像上，標(biāo)記區(qū)域設(shè)定為具有有 限的厚度Th2的層塊或者具有無限的厚度的區(qū)域?；蛘撸梢栽趶?D-MRA圖像數(shù)據(jù)得 到的最大值投影(MIP : maximumintensity projection)圖像數(shù)據(jù)等投影圖像數(shù)據(jù)上，標(biāo)記 區(qū)域設(shè)定為具有有限的厚度的層塊或者具有無限厚度的區(qū)域。作為另一個(gè)例子，也可以 在從3D-MRA圖像數(shù)據(jù)得到的、某適當(dāng)斷面處的3D-MRA圖像數(shù)據(jù)上設(shè)定標(biāo)記區(qū)域。圖4表示t-SLIP法中通過Flow-Out法進(jìn)行成像的情況的示例，但也可以通過 Flow-In法或On-OffAlternative差分法進(jìn)行成像。如圖4所示，F(xiàn)low-Out法是如下方法通過施加180°區(qū)域非選擇IR脈沖抑制 心肌的信號，另一方面，在冠狀動脈附近的標(biāo)記區(qū)域中通過180°區(qū)域選擇IR脈沖標(biāo)記 的血液在灌注(perfose)到心肌的定時(shí)收集成像數(shù)據(jù)。其中，在Flow-Out法中，也可以 將180°區(qū)域非選擇Hl脈沖設(shè)為Off。FlOW-In法是將180°區(qū)域非選擇IR脈沖設(shè)為Off、對包括心肌的成像區(qū)域僅施 加180°區(qū)域選擇IR脈沖的方法。在該方法中，在施加180°區(qū)域選擇:[R脈沖后流入 成像區(qū)域的血液以能夠從激勵狀態(tài)的其它部分識別的方式進(jìn)行成像。這是因?yàn)?，在施?180°區(qū)域選擇[R脈沖后流入成像區(qū)域的血液處于不受180°區(qū)域選擇IR脈沖的影響的狀 態(tài)(非激勵狀態(tài))。On-Off Alternative差分法是將On圖像和Off圖像的差分圖像數(shù)據(jù)作為血流圖
像數(shù)據(jù)生成的方法。On圖像與Flow-out法同樣，是在冠狀動脈附近的標(biāo)記區(qū)域中通過 180°區(qū)域選擇IR脈沖標(biāo)記的血液在流入心肌的定時(shí)收集數(shù)據(jù)而得到的圖像。Off圖像是 不施加180°區(qū)域選擇IR脈沖(其它的攝像條件與On圖像的情況基本相同)收集數(shù)據(jù)得 到的圖像。在On-Off Alternative差分法中，能夠選擇性地提取來自標(biāo)記血液的信號，并 根據(jù)提取的血液信號生成血流圖像數(shù)據(jù)。另外，與在結(jié)束了生成血流圖像數(shù)據(jù)所需的所有的On圖像的數(shù)據(jù)收集后，進(jìn)行 所有的Off圖像的數(shù)據(jù)收集的情況相比，期望針對每個(gè)片編碼量交替地進(jìn)行On圖像的數(shù) 據(jù)收集和Off圖像的數(shù)據(jù)收集。這是因?yàn)?，后者的On圖像和Off圖像之間的攝像時(shí)刻的 間隔短，所以受被檢體的運(yùn)動的影響(motion artifact:運(yùn)動假影)變小。進(jìn)而，改變t-SLIP法中的BBTI，在攝像條件設(shè)定部40中設(shè)定用于收集與多個(gè)BBTI對應(yīng)的血流圖像數(shù)據(jù)的攝像條件。即，在攝像條件設(shè)定部40中設(shè)定相互不同的多 個(gè)BBTI作為攝像條件。并且，如上所述，在數(shù)據(jù)收集的定時(shí)不同的BBTI期間，在攝像條件設(shè)定部40 中以成為相同或更接近的心時(shí)相的方式設(shè)定適當(dāng)?shù)淖訰波的脈沖序列的延遲時(shí)間tdl、 td2。對于該延遲時(shí)間tdl、td2的設(shè)定，可以根據(jù)上述理論在攝像條件設(shè)定部40中自動 地進(jìn)行，也可以通過從輸入裝置33將信息輸入攝像條件設(shè)定部40中來手動地進(jìn)行。脈沖序列的延遲時(shí)間tdl可以如圖4和圖5所示，為從R波到180°區(qū)域非選擇 IR脈沖的時(shí)間，但也可以使用脈沖序列上的其它基準(zhǔn)設(shè)定延遲時(shí)間tdl。另外，也可以不 是自R波的延遲時(shí)間tdl，而是將對其它數(shù)據(jù)收集定時(shí)產(chǎn)生影響的時(shí)間條件調(diào)整為脈沖序 列的延遲時(shí)間。例如，也可以將從R波的定時(shí)到180°區(qū)域選擇IR脈沖的施加定時(shí)的時(shí) 間(圖4中的tdl+ΔΤ)設(shè)為延遲時(shí)間。在該情況下，可以根據(jù)BBTI自動或手動地決定 適當(dāng)?shù)难舆t時(shí)間。例如，在第一 BBTI為1200ms (milli-second)、從R波的時(shí)刻到180°區(qū)域選擇 IR脈沖的施加時(shí)刻的遲延時(shí)間(tdl+ΔΤ)為400ms的情況下，數(shù)據(jù)收集的開始定時(shí)為從 R波的時(shí)刻經(jīng)過1600ms之時(shí)。因此，若在第二 BBTI為1400ms的情況下，將從R波的 時(shí)刻到180°區(qū)域選擇IR脈沖的施加時(shí)刻的延遲時(shí)間(tdl+Δ T)設(shè)定為200ms，則能夠?qū)?數(shù)據(jù)收集的開始定時(shí)設(shè)定為同一心時(shí)相。按照上述計(jì)算方法，能夠通過改變BBTI后的各序列自動計(jì)算各序列中的延遲時(shí) 間tdl等攝像條件，以使數(shù)據(jù)收集的開始定時(shí)的心時(shí)相一致。該自動計(jì)算只要根據(jù)BBTI 值被選擇為基準(zhǔn)的序列中的BBTI或TI等時(shí)間參數(shù)的值、和優(yōu)先使用ΔΤ等時(shí)間參數(shù)中 的某一個(gè)來決定其它序列(BBTI的值為基準(zhǔn)以外的序列)的攝像條件的優(yōu)先條件來進(jìn)行 即可。由此，僅通過設(shè)定BBTI值被選擇為基準(zhǔn)的序列中的各時(shí)間參數(shù)的值和上述優(yōu)先條 件，就能夠自動設(shè)定與其它BBTI對應(yīng)的序列的各時(shí)間參數(shù)的值。若按照這種自動設(shè)定， 則使用者應(yīng)設(shè)定的攝像條件少也沒關(guān)系，因此，有助于操作性的提高。BBTI在Flow-Out法和On_Off Alternative差分法中，相當(dāng)于被標(biāo)記的血液的移 動時(shí)間。并且，在Flow-In法中，相當(dāng)于未被激勵的血液的移動時(shí)間。即，BBTI與流 入成像區(qū)域的血液的移動時(shí)間對應(yīng)。因此，若改變BBTI來進(jìn)行成像，則能夠收集血液 的到達(dá)位置不同的多個(gè)血流圖像。作為具體例，BBTI設(shè)定為600ms、800ms、1000ms、 1200ms ο在這里，對TI和BBTI的設(shè)定方法進(jìn)行說明。攝像參數(shù)決定部40B具備設(shè)定TI和BBTI的功能。TI和BBTI可以分別單獨(dú)地 設(shè)定，也可以分別通過預(yù)掃描確定。另外，這里的“預(yù)掃描”和后述的“prep掃描”是 以從施加片選擇脈沖等數(shù)據(jù)收集所需的脈沖起到通過圖像重構(gòu)處理生成圖像數(shù)據(jù)為止的 動作的意思來使用。在預(yù)掃描條件設(shè)定部40A中設(shè)置有如下功能設(shè)定用于決定TI的預(yù)掃描即 ΤΙ-prep掃描用的攝像條件的功能；以及設(shè)定用于決定BBTI的預(yù)掃描即BBTI-prep掃描 用的攝像條件的功能。圖13是說明在圖3所示的攝像條件設(shè)定部40中設(shè)定為攝像條件的TI和BBTI的 決定方法的圖。
在圖13中，橫軸表示經(jīng)過時(shí)間t。如圖13(A)所示，設(shè)定以不同的η個(gè)TI (TI1、 ΤΙ2、ΤΙ3、…、Tin)進(jìn)行多次數(shù)據(jù)收集的Tl-prep掃描的攝像條件。Tl-prep掃描的數(shù)據(jù) 收集序列可以為能夠用作成像序列的FASE序列等任意的序列。其中，Tl-prep掃描的數(shù) 據(jù)收集序列期望為與成像序列相同的序列。并且，為了縮短數(shù)據(jù)收集時(shí)間，期望Tl-prep 掃描的數(shù)據(jù)收集序列為2D序列。進(jìn)而，當(dāng)執(zhí)行Tl-prep掃描而生成血流斷面圖像時(shí)，如圖13(B)所示，得到與不 同的TI對應(yīng)的血流斷面圖像I(TIl)、I(TI2)、Ι(ΤΙ3)、…、I (Tin)。因此，當(dāng)從多個(gè) 血流斷面圖像I(TI1)、I(TI2)、Ι(ΤΙ3)、…、I(TIn)中選擇對比度最好的血流斷面圖像 I(TIopt)時(shí)，能夠決定適當(dāng)?shù)腡lopt。S卩，能夠從輸入裝置33將TI值的決定信息作為血 流斷面圖像的選擇信息輸入到攝像參數(shù)決定部40B。但是，也可以在攝像參數(shù)決定部40B中設(shè)計(jì)通過閾值處理等數(shù)據(jù)處理自動地選 擇對比度好的血流斷面圖像的功能。同樣，如圖13(C)所示，設(shè)定以不同的m個(gè)BBTI(BBTI1、BBTI2、 BBTI3、 …、BBTIm)進(jìn)行多次數(shù)據(jù)收集的BBTI-prep掃描的攝像條件。BBTI-prep
掃描的數(shù)據(jù)收集序列也可以為能夠用作成像序列的FASE序列等任意的序列。其中， BBTI-prep掃描的數(shù)據(jù)收集序列期望為與成像序列相同的序列。并且，為了縮短數(shù)據(jù)收 集時(shí)間，期望BBTI-prep掃描的數(shù)據(jù)收集序列為2D序列。進(jìn)而，當(dāng)執(zhí)行BBTI-prep掃描而生成血流斷面圖像時(shí)，如圖13(D)所示， 得到與不同的BBTI對應(yīng)的血流斷面圖像I(BBTIl)、I(BBTI2)、I(BBTI3)、 …、 I(BBTIm)。 因此，當(dāng)從多個(gè)血流斷面圖像I(BBTIl)、I(BBTI2)、I(BBTI3)、 …、 I(BBTIm)中選擇流入成像區(qū)域的血液的移動距離成為適當(dāng)?shù)木嚯x的范圍中的多個(gè)血流斷 面像I(BBTIst)、…、I(BBTIend)。根據(jù)該選擇，能夠決定適當(dāng)范圍的BBTIst、…、 BBTIend0即，能夠?qū)⒆鳛檠鲾嗝鎴D像的選擇信息的多個(gè)BBTI值或BBTI值的初始 值、終值以及變更幅度的決定信息從輸入裝置33輸入到攝像參數(shù)決定部40B。作為具體例子，可以按照以IOOms的刻度幅度改變從IOOms到2000ms的范圍 后的多個(gè)BBTI值執(zhí)行二維的成像，并決定以200ms的刻度幅度改變從600ms到1200ms 的范圍后的多個(gè)BBTI值用于成像。這樣，成像中的BBTI值的變更幅度也可以根據(jù) BBTI-prep掃描中的BBTI值的變更幅度來變更。BBTI-prep掃描的攝像斷面優(yōu)選心臟的任意長軸面或以長軸為中心而旋轉(zhuǎn)的多個(gè) 長軸面，以便容易通過BBTI-prep圖像目視確認(rèn)根據(jù)BBTI標(biāo)記的血液所到達(dá)的長軸方向 的心肌斷面位置。即，從決定適當(dāng)?shù)腂BTI及其變更范圍的觀點(diǎn)來說，BBTI-prep圖像優(yōu) 選為與用于設(shè)定標(biāo)記區(qū)域的定位圖像相同、或者與該定位圖像平行的斷面的2D圖像。進(jìn)而，如圖13(E)所示，能夠以適當(dāng)?shù)腡I(TIopt)和多個(gè)BBTI(BBTIst、 …、 BBTIend)為攝像條件來執(zhí)行3D成像。適當(dāng)?shù)腡I值和多個(gè)BBTI值根據(jù)被檢體的年齡、性別、體重、身高、病變部位的 發(fā)展程度、攝像部位等條件而不同。因此，也可以根據(jù)經(jīng)驗(yàn)針對上述每個(gè)條件求出適當(dāng) 的TI值和/或適當(dāng)?shù)亩鄠€(gè)BBTI值，并對它們進(jìn)行數(shù)據(jù)庫化。即，可以在攝像參數(shù)保存 部40C中保存表示針對被檢體的每個(gè)條件的適當(dāng)?shù)腡I值和/或適當(dāng)?shù)亩鄠€(gè)BBTI值的表 數(shù)據(jù)。
在該情況下，當(dāng)通過輸入裝置33的操作將表示被檢體的條件的信息輸入攝像參 數(shù)決定部40B時(shí)，攝像參數(shù)決定部40B能夠參照攝像參數(shù)保存部40C中的表數(shù)據(jù)并獲得 與輸入的條件對應(yīng)的適當(dāng)?shù)腡I值和/或適當(dāng)?shù)亩鄠€(gè)BBTI值。這樣，即使不進(jìn)行Tl-prep 掃描和/或BBTI-prep掃描，也能夠決定與被檢體的條件對應(yīng)的適當(dāng)?shù)腡I值和/或適當(dāng) 的多個(gè)BBTI值。接著，對計(jì)算機(jī)32的其它功能進(jìn)行說明。序列控制器控制部41具有如下功能根據(jù)來自輸入裝置33的攝像開始指示信 息從攝像條件設(shè)定部40獲得包括脈沖序列在內(nèi)的攝像條件，并向序列控制器31提供該攝 像條件，由此，對序列控制器31進(jìn)行驅(qū)動控制。并且，序列控制器控制部41具有如下 功能從序列控制器31接受原始數(shù)據(jù)，并將其配置在形成于k空間數(shù)據(jù)庫42的k-space 中。血流圖像制成部43具有如下功能從k空間數(shù)據(jù)庫42取入k空間數(shù)據(jù)，進(jìn)行包 括FT在內(nèi)的圖像重構(gòu)處理和必要的圖像處理，由此，生成與不同的BBTI對應(yīng)的多個(gè)血 流圖像數(shù)據(jù)。并且，血流圖像制成部43具有如下功能將所生成的血流圖像數(shù)據(jù)寫入圖 像數(shù)據(jù)庫44。例如、在利用On-OffAltemative差分法進(jìn)行成像的情況下，在血流圖像制成部 43中進(jìn)行通過180°區(qū)域選擇IR脈沖進(jìn)行標(biāo)記得到的On圖像數(shù)據(jù)和不進(jìn)行標(biāo)記得到的 Off圖像數(shù)據(jù)的差分處理。另外，在進(jìn)行RMC等由呼吸引起的運(yùn)動校正的情況下，為了除去呼吸引起的運(yùn) 動的影響，在血流圖像制成部43中進(jìn)行在與呼吸引起的運(yùn)動量對應(yīng)的位移量下的k空間 數(shù)據(jù)相位校正和血流圖像數(shù)據(jù)的位置校正。由呼吸引起的運(yùn)動量能夠作為例如對用于呼 吸水平檢測而收集的MPP等k空間數(shù)據(jù)進(jìn)行FT而得到的實(shí)空間數(shù)據(jù)距基準(zhǔn)值的變動量而 求出。另外，血流圖像制成部43具有如下功能從通過k空間數(shù)據(jù)的圖像重構(gòu)處理而 得到的圖像數(shù)據(jù)，除去來自組織的信號成分，由此，進(jìn)行僅將血流信號成分作為血流圖 像數(shù)據(jù)而提取的校正處理。圖14是說明在血流圖像制成部43中從圖像數(shù)據(jù)除去血液以外的信號成分而生成 血流圖像數(shù)據(jù)的處理的圖。在圖14(A)、(B)中，橫軸表示BBTI的長度(second)，縱軸表示圖像數(shù)據(jù)的信 號強(qiáng)度S。如圖14(A)所示，當(dāng)繪制針對每個(gè)BBTI的圖像數(shù)據(jù)的信號值時(shí)，組織和未 被標(biāo)記的血液中的縱向磁化成分Mz恢復(fù)，因此，隨著BBTI增大，圖像數(shù)據(jù)的信號強(qiáng)度 S也增大。即，BBTI越大，來自背景的信號成分重疊得越多，血液信號的基線變化越 大。因此，為了更準(zhǔn)確地求出血流圖像數(shù)據(jù)的信號強(qiáng)度，期望從圖像數(shù)據(jù)除去背景的成 分，由此，進(jìn)行提取來自被標(biāo)記的血液的信號成分的基線校正。因此，在血流圖像制成部43中具備如下功能對圖像數(shù)據(jù)實(shí)施基線校正，從而 生成圖14(B)所示的血流圖像數(shù)據(jù)?；€校正可以通過從圖像數(shù)據(jù)中除去被標(biāo)記的血液 以外的背景成分而進(jìn)行。另外，也可以代替圖像數(shù)據(jù)，對圖像重構(gòu)前的k空間數(shù)據(jù)進(jìn)行 基線校正。背景成分的信號值可以通過成像或縱向磁化成分Mz的TI恢復(fù)曲線的模擬而 求出。
作為用于求出背景成分的信號值的成像，例如可以列舉如下方法施加使背景 部分的縱向磁化成分Mz反轉(zhuǎn)的180°區(qū)域非選擇IR脈沖，另一方面，不施加血液的標(biāo)記 用的180°區(qū)域選擇IR脈沖?；蛘撸部梢栽跀?shù)據(jù)收集定時(shí)中，通過將被標(biāo)記的血液不 流入成像區(qū)域這樣的區(qū)域作為標(biāo)記區(qū)域的成像來獲得背景成分的信號值。并且，若僅對 于需要基線校正的成像區(qū)域的一部分，通過成像獲得背景成分的信號值，則有助于攝像 時(shí)間的縮短和數(shù)據(jù)處理量的降低。血流信息制成部45具備如下功能從圖像數(shù)據(jù)庫44讀取與不同的BBTI對應(yīng)的 多個(gè)血流圖像數(shù)據(jù)，進(jìn)行基于多個(gè)血流圖像數(shù)據(jù)的心功能解析，并制成以期望的表現(xiàn)方 法表示心肌中的心功能的血流信息作為心功能解析結(jié)果，且將該血流信息顯示在顯示裝 置34上。作為血流信息的顯示例子，可以列舉出并列顯示與不同的BBTI對應(yīng)的多個(gè)血 流圖像的示例。這樣，由于BBTI相當(dāng)于血流供給到成像區(qū)域的時(shí)間，因此，越是與大 的BBTI對應(yīng)的血流圖像，越是成為流入成像區(qū)域內(nèi)的被強(qiáng)調(diào)的血液移動更長的距離的圖 像。即，能夠與各BBTI對應(yīng)地顯示血液的移動距離不同的多個(gè)血流圖像。另外，還能夠像按照BBTI值的順序連續(xù)地切換顯示血流圖像的電影圖像數(shù)據(jù)那 樣，將具有時(shí)間軸的血流圖像數(shù)據(jù)制成為血流信息。在該情況下，能夠以血流在心肌內(nèi) 緩緩流動的方式顯示血流圖像。并且，也可以將任意的心肌斷面位置處的針對每個(gè)BBTI的血流圖像數(shù)據(jù)的分布 作為血流信息制成。圖15是表示在圖3所示的血流信息制成部45中制成的血流圖像數(shù)據(jù)的分布的一 例。圖15(A)表示心肌的短軸斷面圖像，圖15(B)表示設(shè)定于圖15(A)所示的心肌的短 軸斷面圖像上的線ROKregion ofinterest)上的血流圖像數(shù)據(jù)的分布。即，圖15(B)的橫 軸表示心肌短軸斷面位置，縱軸表示血流圖像數(shù)據(jù)的信號強(qiáng)度。如圖15(A)所示，心肌由內(nèi)膜和外膜覆蓋，在心肌內(nèi)形成有左心室。并且，右 心室與左心室相鄰。當(dāng)在這樣的心肌斷面處制成短軸方向的分布時(shí)，可得到圖15(B)所 示的數(shù)據(jù)。由于心肌內(nèi)的血流量比左心室內(nèi)和右心室內(nèi)的血流量少，所以如圖15(B)所 示，心肌內(nèi)的血液信號的強(qiáng)度相對變小。如圖15(B)所示的分布能夠針對每個(gè)BBTI制 成。圖16表示在圖3所示的血流信息制成部45中制成與不同的多個(gè)BBTI對應(yīng)的血 流圖像數(shù)據(jù)的分布的示例。在圖16中，各縱軸表示血流信號的強(qiáng)度，各橫軸表示心肌的 短軸方向位置。例如如圖16(A)、(B)、(C)、(D)所示，能夠制成將BBTI改變成600ms、 800ms、1000ms、1200ms的情況下的各血流圖像數(shù)據(jù)的分布。進(jìn)而，對于期望的心肌斷
面，能夠并列顯示與多個(gè)BBTI對應(yīng)的血流圖像數(shù)據(jù)的各分布，并能夠?qū)@些分布情況彼 此進(jìn)行比較。流入成像區(qū)域的血液從心肌的外膜進(jìn)入心肌內(nèi)，從內(nèi)膜流入左心室內(nèi)。因此， 如圖16(A)、(B)、(C)、(D)所示，伴隨BBTI的增加，外膜附近的信號強(qiáng)度逐漸增 加，然后，通過血液向內(nèi)膜側(cè)的移動，內(nèi)膜附近的信號強(qiáng)度增加。這樣，能夠?qū)⒀阂?BBTI的變化而在心肌內(nèi)移動的情況作為心肌內(nèi)的血液信號的強(qiáng)度的時(shí)間變化進(jìn)行觀察。并且，能夠掌握血液信號的分布。該血流圖像數(shù)據(jù)的分布也可以不是期望的心肌斷面，而是以三維方式制成來進(jìn) 行顯示。即，能夠?qū)⒕哂性谛募嗝嫔辖徊娴膬蓚€(gè)軸向的各值(例如X坐標(biāo)和y坐標(biāo)) 以及信號值S這三個(gè)參數(shù)的分布以環(huán)狀顯示為立體圖。由此，能夠容易地掌握信號強(qiáng)度 相對低的部位。并且，還能夠進(jìn)行血流圖像數(shù)據(jù)的符號反轉(zhuǎn)處理而加亮顯示低信號。于是，即 使梗塞部位等低信號部分為局部性的，也能夠容易發(fā)現(xiàn)。另外，在以三維方式顯示分布 的情況下，能夠?qū)⒌托盘柌课蛔鳛榉逯颠M(jìn)行觀測。并且，在血流圖像制成部43中不進(jìn)行上述基線校正的情況下，在分布中，背景 信號成分重疊。因此，還能夠以不同顏色和顯示方法進(jìn)行顯示，以便能夠識別分布中的 背景信號的成分和標(biāo)記的流入血液的信號成分。另外，作為血流信息，還能夠求出與不同的BBTI對應(yīng)的血流圖像數(shù)據(jù)之間的信 號差，并根據(jù)信號差確定心肌內(nèi)的缺血部位和梗塞部位等病變部位。圖17表示在圖3所示的血流信息制成部45中識別顯示根據(jù)與不同的BBTI對應(yīng) 的血流圖像數(shù)據(jù)之間的信號差確定的心肌的病變部位的示例。圖17是將某心肌的短軸斷 面分割為多個(gè)段、針對每個(gè)段顯示與不同的BBTI對應(yīng)的血流圖像數(shù)據(jù)之間的信號差(信 號強(qiáng)度差)的血流信息圖像。即，血流圖像數(shù)據(jù)以非造影方式收集，因此，如圖17所 示，能夠以高分辨率對與不同的BBTI對應(yīng)的血流圖像數(shù)據(jù)之間的信號差進(jìn)行亮度顯示。 對于信號差，還能夠使用與值對應(yīng)的色彩針對每個(gè)段進(jìn)行彩色顯示。在該情況下，還可以針對每個(gè)三維血流圖像數(shù)據(jù)的象素計(jì)算與不同的BBTI對應(yīng) 的血流圖像數(shù)據(jù)之間的信號差。由此，能夠得到更高精度的血流信息。在針對每個(gè)象素 求出差分值時(shí)，顯示段內(nèi)的平均值等代表值即可。另外，也可以作為將不同的多個(gè)心肌斷面的數(shù)據(jù)顯示為同心狀的一個(gè)圖像的牛 眼(bull’ s eye)顯示，顯示血流圖像數(shù)據(jù)之間的信號差。并且，還能夠針對每個(gè)段顯示 血流圖像數(shù)據(jù)的信號值自身。例如，可以不施加180°區(qū)域選擇:[R脈沖、即將收集為BBTI = O的血流圖像數(shù)
據(jù)作為基準(zhǔn)數(shù)據(jù)來求出與對應(yīng)于各BBTI值的血流圖像數(shù)據(jù)之間的信號強(qiáng)度的差分。于 是，能夠得到與各時(shí)刻的血液的移動量對應(yīng)的信號差分值。在正常部位，血液的供給量充足，因此，表示血液信號的變化的信號差分值成 為恒定的值以上。但是，在不供給血液的梗塞部位，血液信號不變化，因此，信號差分 值為零。并且，在血液的供給量少的缺血部位，血液信號的變化小，因此，信號差分值變小。因此，可以通過判定在各位置信號差分值是否為可視為零的值并確定信號差分 值可視為零的區(qū)域，來檢測梗塞部分的范圍。并且，通過判定在各位置信號差分值是否 為與缺血部位對應(yīng)的閾值以下并確定信號差分值為閾值以下的區(qū)域，來檢測缺血部分的 范圍。檢測到的梗塞部位和缺血部位等病變部位如圖17所示的顏色1、顏色2的部分那 樣，能夠使用不同的圖案等來識別顯示。圖17是為了方便而作為灰度的圖進(jìn)行顯像的， 但對于圖17所示的顏色1、顏色2的部分，也可以分配各不相同的色彩識別顯示為病變部 位。
圖18表示圖17所示的橫穿缺血部位的線ROI-A處的信號差，圖19表示圖17所 示的橫穿梗塞部位的線ROI-B處的信號差。在圖18和圖19中，各縱軸表示與不同的BBTI對應(yīng)的血流圖像數(shù)據(jù)之間的信號 差分值A(chǔ)S，各橫軸表示線ROI上的位置。如圖18所示，在橫穿缺血部位的線ROI-A上 的信號差分值的分布中，缺血部位處的信號差分值Δ S變小。并且，如圖19所示，在橫 穿梗塞部位的線ROI-B上的信號差分值的分布中，梗塞部位處的信號差分值Δ S為零。 進(jìn)而，這樣的信號差分值A(chǔ)S的曲線也可以作為血流信息顯示。圖20表示在圖3所示的血流信息制成部45中能夠選擇顯示心肌斷面上的多根線 ROI上的與不同的BBTI對應(yīng)的血流圖像數(shù)據(jù)之間的信號差分值A(chǔ)S的示例。圖20是將某心肌的短軸斷面分割為多個(gè)段、并針對每個(gè)段顯示與不同的BBTI 對應(yīng)的血流圖像數(shù)據(jù)之間的信號差的血流信息圖像。如圖20所示，能夠?qū)⒍喔€ ROKROI-U ROI-2、ROI-3、…)可選擇地設(shè)定在血流信息圖像上。進(jìn)而，當(dāng)通過鼠 標(biāo)等輸入裝置33的操作選擇任意的線ROI時(shí)，能夠如圖18和圖19所示那樣顯示所選擇 的線ROI上的信號差分值A(chǔ)S的曲線。另外，作為牛眼(bull’ s eye)顯示也可以顯示多根線ROI。并且，當(dāng)針對每個(gè) 段顯示血流圖像數(shù)據(jù)的信號值自身、并從多根線ROI選擇期望的線ROI時(shí)，也可以顯示 所選擇的線ROI上的信號值的分布。另外，對于信號差分值A(chǔ)S的分布，可以與信號強(qiáng) 度的分布同樣，進(jìn)行三維的顯示、符號反轉(zhuǎn)顯示以及背景信號成分的識別顯示。另外，在求出與不同的BBTI對應(yīng)的血流圖像數(shù)據(jù)之間的信號差的情況下，重要 的是心肌斷面的位置在成為差分對象的血流數(shù)據(jù)之間相對應(yīng)。因此，如上所述，期望進(jìn) 行血流圖像數(shù)據(jù)的位置校正，以使數(shù)據(jù)收集定時(shí)的心時(shí)相在成為差分對象的血流圖像數(shù) 據(jù)之間一致，同時(shí)，各血流圖像數(shù)據(jù)上的心肌斷面的位置相互一致。這是因?yàn)槟軌蛞愿?高的精度得到血流信息。血流圖像數(shù)據(jù)的位置校正可以在血流信息制成部45中進(jìn)行。圖21表示在圖3所示的血流信息制成部45中進(jìn)行血流圖像數(shù)據(jù)之間的位置校正 時(shí)的基準(zhǔn)位置。如圖21所示，心肌由內(nèi)膜和外膜覆蓋，在心肌內(nèi)形成有左心室。并且，右心室 與左心室相鄰。在這種心肌的短軸斷面圖像上，在右心室和左心室的邊界部分設(shè)定單一 或多個(gè)基準(zhǔn)位置，并進(jìn)行各血流圖像數(shù)據(jù)的平行移動或旋轉(zhuǎn)移動等位置校正，以使與不 同的BBTI對應(yīng)的血流圖像數(shù)據(jù)之間的基準(zhǔn)位置更加一致，則能夠更準(zhǔn)確地得到信號差分 值等血流信息。另外，若如圖21所示，設(shè)置兩處基準(zhǔn)位置，則能夠容易地進(jìn)行位置校 正，但也可以設(shè)置一處基準(zhǔn)位置。(動作和作用)接著，對磁共振成像裝置20的動作和作用進(jìn)行說明。圖22是在表示利用圖2所示的磁共振成像裝置20進(jìn)行非造影MRA成像中獲得 被檢體P的心肌斷面的血流信息并進(jìn)行顯示的動作的流程的流程圖。在這里，作為一個(gè) 例子，對通過t-SLIP法和Flow-Out法進(jìn)行成像的情況進(jìn)行說明。首先，預(yù)先將被檢體P放置在臥臺37上，在由靜磁場電源26勵磁后的靜磁場用 磁鐵21 (超導(dǎo)磁鐵)的攝像區(qū)域形成靜磁場。并且，從勻場線圈電源28向勻場線圈22 供給電流，從而形成于攝像區(qū)域的靜磁場被均勻化。
接著，在步驟Sl中，在攝像參數(shù)決定部40B中決定t-SLIP脈沖的TI和相互不 同的多個(gè)BBTI。TI和BBTI能夠通過執(zhí)行預(yù)掃描或檢索保存在攝像參數(shù)保存部40C中的 數(shù)據(jù)庫來決定。在通過預(yù)掃描決定TI和/或BBTI的情況下，按照圖13所示的流程，在攝像條 件設(shè)定部40中設(shè)定預(yù)掃描用的攝像條件。進(jìn)而，根據(jù)所設(shè)定的預(yù)掃描用的攝像條件， 在ECG同步下執(zhí)行預(yù)掃描。另外，根據(jù)通過預(yù)掃描收集到的血流圖像，決定TI和/或 BBTI。并且，在通過數(shù)據(jù)庫的檢索決定TI和/或BBTI的情況下，攝像參數(shù)決定部40B 從攝像參數(shù)保存部40C獲得與經(jīng)由輸入裝置33輸入的條件對應(yīng)的TI和/或BBTI。接著，在步驟S2中，在攝像條件設(shè)定部40中設(shè)定使用決定的TI和不同的多個(gè) BBTI的t-SLIP序列(參照圖4或圖5)作為成像用的攝像條件。進(jìn)而，根據(jù)所設(shè)定的攝 像條件，與來自ECG單元38的ECG信號同步地以非造影方式執(zhí)行成像。具體而言，當(dāng)從輸入裝置33對序列控制器控制部41給予攝像開始指示時(shí)，序列 控制器控制部41將從攝像條件設(shè)定部40獲得的包括脈沖序列的攝像條件輸入到序列控制 器31。序列控制器31根據(jù)該輸入的脈沖序列，與來自ECG單元38的ECG信號同步地 驅(qū)動傾斜磁場電源27、發(fā)送器29和接收器30，由此，在放置有被檢體P的攝像區(qū)域形成 傾斜磁場，并且從RF線圈24產(chǎn)生RF信號。因此，由被檢體P內(nèi)部的核磁共振產(chǎn)生的NMR信號由RF線圈24接收并提供給 接收器30。接收器30從RF線圈24接收NMR信號而生成原始數(shù)據(jù)。接收器30將生 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，并且序列控制器控制部41將原始數(shù)據(jù)作為k空間數(shù)據(jù)配置在形成于k空間數(shù)據(jù)庫42 的k空間中。另外，根據(jù)需要執(zhí)行RMC，根據(jù)基于MPP獲得的由呼吸引起的運(yùn)動量校正數(shù)據(jù) 收集區(qū)域。接著，在步驟S3中，血流圖像制成部43從k空間數(shù)據(jù)庫42取入k空間數(shù)據(jù)， 并對其實(shí)施圖像重構(gòu)處理，由此，生成與不同的BBTI對應(yīng)的多個(gè)圖像數(shù)據(jù)。并且，在進(jìn) 行RMC的情況下，根據(jù)需要，根據(jù)基于MPP獲得的由呼吸引起的運(yùn)動量校正k空間數(shù)據(jù) 的相位或圖像數(shù)據(jù)的位置。接著，在步驟S4中，血流圖像制成部43對圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行差分處理等必要的圖像 處理，由此，生成與不同的BBTI對應(yīng)的多個(gè)血流圖像數(shù)據(jù)。生成的血流圖像數(shù)據(jù)保存在 圖像數(shù)據(jù)庫44中。另外，根據(jù)需要，通過血流圖像制成部43對圖像數(shù)據(jù)實(shí)施除去基于 背景部分的TI恢復(fù)(縱弛豫)而得的信號成分的基線校正。但是，也可以對圖像重構(gòu)處 理前的k空間數(shù)據(jù)進(jìn)行基線校正。接著，在步驟S5中，血流信息制成部45根據(jù)與不同的BBTI對應(yīng)的多個(gè)血流圖 像數(shù)據(jù)制成關(guān)于心肌斷面的血流信息，并將制成的血流信息顯示在顯示裝置34上。例 如，作為血流信息，在顯示裝置34上顯示與不同的BBTI對應(yīng)的多個(gè)血流圖像、圖16所 示的心肌斷面處的信號強(qiáng)度的分布、圖17所示的表示與不同的BBTI對應(yīng)的血流圖像數(shù) 據(jù)之間的信號差分值的心肌斷面處的段圖像、圖18和圖19所示的信號差分值的曲線。并 且，根據(jù)需要，使用圖21所示的設(shè)置于右心室和左心室的邊界處的基準(zhǔn)位置實(shí)施血流圖 像數(shù)據(jù)的位置校正。
因此，使用者容易發(fā)現(xiàn)心肌內(nèi)的缺血部位和梗塞部位等病變部位，并能夠掌握 病變部位的范圍。以上構(gòu)成的磁共振成像裝置20在缺血部位和梗塞部位的心臟檢查中能夠以非造 影方式獲得心肌部分中的血流信息。具體而言，磁共振成像裝置20以能夠識別來自流入 設(shè)定于心肌部分的成像區(qū)域的血液的信號的方式進(jìn)行區(qū)域選擇激勵，并改變從區(qū)域選擇 激勵到數(shù)據(jù)收集的時(shí)間，由此，生成血液的流入距離不同的多個(gè)血流圖像。另外，磁共振成像裝置20根據(jù)血液的移動距離不同的多個(gè)血流圖像數(shù)據(jù)求出 心肌斷面處的血液信號的強(qiáng)度的分布和血液信號的差分值等血流信息，并顯示該血流信 息。由此，能夠確定缺血部位和梗塞部位。(效果)因此，根據(jù)磁共振成像裝置20，除了不需要使用釓系造影劑之外，由于數(shù)據(jù)收 集時(shí)間沒有限制，因此還能夠以高分辨率進(jìn)行攝像。具體而言，在磁共振成像裝置20 中，由于進(jìn)行3D攝像，所以與閃爍掃描法和以往的通過MRI進(jìn)行的Prefosion(灌注)檢 查相比，能夠得到數(shù)倍的面內(nèi)分辨率。因此，血液信號的分布的分辨率提高，能夠以更 高的分辨率對心肌的缺血部分和梗塞部位進(jìn)行顯像。并且，能夠通過t-SLIP等標(biāo)記顯像出血液的自然流動。因此，能夠得到任意時(shí) 刻的血流圖像和血液信號的圖(map)。另外，根據(jù)血流圖像上的血液是否移動和血液信 號的時(shí)間變化量，能夠檢測出缺血部位和梗塞部位等病變部位。在該情況下，能夠使用 彩色(色彩)識別顯示病變部位的范圍。另外，不需要藥劑負(fù)荷和運(yùn)動負(fù)荷等負(fù)荷附加。也不使用釓系造影劑，因此， 安全性高。并且，例如通過將t-SLIP 法的 BBTI 設(shè)定為 300ms、500ms、800ms、1000ms,
能夠得到微小血管分布圖像(Micro-vascularity)。進(jìn)而，通過顯示血液信號的分布或牛眼 (bull’ s eye)顯示血液信號差，從而能夠觀察微小血管分布。并且，根據(jù)磁共振成像裝置20，能夠以非造影方式進(jìn)行心肌的缺血檢查，因 此，能夠?qū)⒋殴舱癯上裱b置20有效應(yīng)用于多種方法健康檢診的篩選檢查等。(變形例)1、第一變形例在上述的實(shí)施方式中，作為用于識別來自流入成像區(qū)域的血液的信號的區(qū)域選 擇激勵脈沖，示出了施加180°區(qū)域選擇IR脈沖的示例。本發(fā)明不限于所述實(shí)施方式。 作為區(qū)域選擇激勵脈沖，也可以施加90°飽和(saturation)脈沖。在施加90°飽和脈沖 作為區(qū)域選擇激勵脈沖的情況下，從90°飽和脈沖的施加定時(shí)到數(shù)據(jù)收集開始定時(shí)的時(shí) 間間隔設(shè)定為與施加180°區(qū)域選擇IR脈沖作為區(qū)域選擇激勵脈沖的情況(參照圖4、圖 5)不同的值。例如，若將心肌整體作為成像區(qū)域，改變自數(shù)據(jù)收集開始定時(shí)的間隔，將 90°飽和脈沖施加在與成像區(qū)域相同的區(qū)域，則能夠從成像區(qū)域外選擇性地強(qiáng)調(diào)來自流 入成像區(qū)域內(nèi)的非飽和狀態(tài)的血液的信號來進(jìn)行成像。并且，例如也可以不施加180°區(qū)域非選擇IR脈沖，使用鋸齒脈沖(Notched Pulse)對僅偏離心臟的大動脈的區(qū)域(例如圖6或圖9中的標(biāo)記區(qū)域以外的區(qū)域)施加 90°飽和脈沖，然后，進(jìn)行數(shù)據(jù)收集。在該情況下，在鋸齒脈沖的施加區(qū)域中，血液的縱向磁化成分Mz為零，因此能夠抑制背景的信號水平。同時(shí)，未受到鋸齒脈沖的大動脈 的血液的縱向磁化成分Mz與靜磁場方向相同為1，因此，以高信號電平流入成像區(qū)域， 因此，能夠以適當(dāng)?shù)亩〞r(shí)進(jìn)行數(shù)據(jù)收集，由此能夠進(jìn)行識別。2、第二變形例在上述實(shí)施方式中，示出了對被檢體未施加運(yùn)動負(fù)荷和藥劑負(fù)荷進(jìn)行成像的示 例。本發(fā)明不限于所述實(shí)施方式。也可以對被檢體施加運(yùn)動負(fù)荷和藥劑負(fù)荷的一方或雙 方來進(jìn)行成像。另外，還可以執(zhí)行對被檢體施加運(yùn)動負(fù)荷和藥劑負(fù)荷的一方或雙方的成 像以及不施加的成像，以能夠比較所得到的各血流圖像的方式并列顯示這些血流圖像。 并且，還可以通過對被檢體施加負(fù)荷而收集到的血流圖像數(shù)據(jù)和不對被檢體施加負(fù)荷而 收集到的血流圖像數(shù)據(jù)之間的差分處理，來生成并顯示診斷用的血流圖像數(shù)據(jù)。進(jìn)而， 能夠通過這種比較顯示和差分顯示來良好地進(jìn)行診斷。3、其它變形例如在圖4和圖5中說明的那樣，對以ECG信號的(R波)為同步信號來設(shè)定脈 沖序列的示例進(jìn)行了說明。本發(fā)明不限于所述實(shí)施方式。也可以獲得上述的脈波同步 (PPG peripheral pulse gating)信號或心音同步信號，并基于此設(shè)定脈沖序列。在上述的實(shí)施方式中，對將成像區(qū)域設(shè)定為心臟的示例進(jìn)行了說明，但也可以 將成像區(qū)域設(shè)定為頭部、腎臟、肝臟等心臟以外的臟器來收集血流圖像。
權(quán)利要求
1.一種磁共振成像裝置，其特征在于，具備成像數(shù)據(jù)收集部，該成像數(shù)據(jù)收集部通過多次施加用于對流入到包括心肌在內(nèi)的成 像區(qū)域的血液進(jìn)行識別顯示的區(qū)域選擇激勵脈沖，并改變從上述區(qū)域選擇激勵脈沖的施 加定時(shí)到成像數(shù)據(jù)的收集定時(shí)為止的時(shí)間，由此與心搏同步地以非造影方式從上述成像 區(qū)域收集與上述流入的血液的相互不同的移動時(shí)間對應(yīng)的多個(gè)三維成像數(shù)據(jù)；血流圖像生成部，該血流圖像生成部根據(jù)上述多個(gè)成像數(shù)據(jù)來生成與上述相互不同 的血液的移動時(shí)間對應(yīng)的多個(gè)血流圖像數(shù)據(jù)；以及心功能解析部，該心功能解析部根據(jù)上述多個(gè)血流圖像數(shù)據(jù)獲得表示上述心肌的心 功能的血流信息。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其中，上述心功能解析部構(gòu)成為將分別與上述多個(gè)血流圖像數(shù)據(jù)對應(yīng)的多個(gè)血液信號強(qiáng)度 的分布作為上述血流信息生成。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的磁共振成像裝置，其中，上述心功能解析部構(gòu)成為生成上述多個(gè)血液信號強(qiáng)度的三維分布。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其中，上述心功能解析部構(gòu)成為將如下的血流信息圖像生成為上述血流信息該血流信 息圖像是用于將上述多個(gè)血流圖像數(shù)據(jù)中任意的血流圖像數(shù)據(jù)在期望的斷面處的信號強(qiáng) 度、或者上述多個(gè)血流圖像數(shù)據(jù)之間的在期望的斷面處的信號強(qiáng)度差分割為多個(gè)段進(jìn)行 顯示的圖像。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其中，上述心功能解析部構(gòu)成為將用于根據(jù)上述多個(gè)血流圖像數(shù)據(jù)之間的信號強(qiáng)度差來識 別顯示病變部位的斷面圖像數(shù)據(jù)作為上述血流信息生成。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其中，上述心功能解析部構(gòu)成為將表示上述多個(gè)血流圖像數(shù)據(jù)中任意的血流圖像數(shù)據(jù)在期 望的線狀關(guān)心區(qū)域上的信號強(qiáng)度的分布的曲線、或者表示上述多個(gè)血流圖像數(shù)據(jù)之間的 在期望的線狀關(guān)心區(qū)域上的信號強(qiáng)度差的分布的曲線作為上述血流信息生成。
7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其中，上述心功能解析部構(gòu)成為將表示從設(shè)定于心肌斷面上的多個(gè)線狀關(guān)心區(qū)域中選擇出 的關(guān)心區(qū)域上的期望的血流圖像數(shù)據(jù)的信號強(qiáng)度的分布的曲線、或者表示上述多個(gè)血流 圖像數(shù)據(jù)之間的信號強(qiáng)度差的分布的曲線作為上述血流信息生成。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的磁共振成像裝置，其中，上述心功能解析部構(gòu)成為使用在與上述多個(gè)血流圖像數(shù)據(jù)對應(yīng)的各心肌斷面中設(shè)定 于右心室和左心室的邊界部分的基準(zhǔn)位置進(jìn)行上述多個(gè)血流圖像數(shù)據(jù)的位置校正，并計(jì) 算上述位置校正后的上述多個(gè)血流圖像數(shù)據(jù)之間的信號強(qiáng)度差。
9.一種磁共振成像裝置，其特征在于，具備成像數(shù)據(jù)收集部，該成像數(shù)據(jù)收集部對心臟的包括大動脈的至少一部分的區(qū)域施加 用于對流入到包括心肌在內(nèi)的成像區(qū)域的血液進(jìn)行識別顯示的區(qū)域選擇激勵脈沖，并以 非造影方式從上述成像區(qū)域收集至少一個(gè)成像數(shù)據(jù)；和血流信息生成部，該血流信息生成部根據(jù)上述成像數(shù)據(jù)來生成至少一個(gè)血流圖像數(shù)據(jù)。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的磁共振成像裝置，其中，要收集的上述成像數(shù)據(jù)和要生成的上述血流圖像數(shù)據(jù)分別為多個(gè)， 上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為通過多次施加上述區(qū)域選擇激勵脈沖，并改變從上述 區(qū)域選擇激勵脈沖的施加定時(shí)到多個(gè)上述成像數(shù)據(jù)的收集定時(shí)為止的時(shí)間，由此與心搏 同步地收集分別與上述流入的血液的相互不同的移動時(shí)間對應(yīng)的多個(gè)三維的上述成像數(shù) 據(jù)，上述血流信息生成部構(gòu)成為根據(jù)收集到的多個(gè)上述成像數(shù)據(jù)來生成分別與上述相互 不同的移動時(shí)間對應(yīng)的多個(gè)上述血流圖像數(shù)據(jù)。
11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為在上述心臟的舒張期收集多個(gè)上述成像數(shù)據(jù)。
12.根據(jù)權(quán)利要求10所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為以在期望的心時(shí)相收集多個(gè)上述成像數(shù)據(jù)的方式自動 設(shè)定至少一個(gè)心電同步的延遲時(shí)間，并伴隨所設(shè)定的上述延遲時(shí)間收集多個(gè)上述成像數(shù)據(jù)。
13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為按照收集與上述流入的血液的作為基準(zhǔn)的移動時(shí)間對應(yīng) 的成像數(shù)據(jù)的脈沖序列的條件、和在確定脈沖序列的基礎(chǔ)上優(yōu)先使用哪個(gè)時(shí)間參數(shù)的條 件，自動設(shè)定收集與上述流入的血液的其它移動時(shí)間對應(yīng)的成像數(shù)據(jù)的脈沖序列中的、 心電信號距基準(zhǔn)波的延遲時(shí)間。
14.根據(jù)權(quán)利要求10所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為施加標(biāo)記脈沖作為上述區(qū)域選擇激勵脈沖。
15.根據(jù)權(quán)利要求10所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部改變用作上述區(qū)域選擇激勵脈沖的TimeSpatial Labeling InversionPulse法也就是時(shí)空標(biāo)記反轉(zhuǎn)脈沖法的區(qū)域選擇反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖的黑色血液移動時(shí)間，來收 集多個(gè)上述成像數(shù)據(jù)。
16.根據(jù)權(quán)利要求15所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為在至少一個(gè)上述成像數(shù)據(jù)的收集中，以使上述黑色血液 移動時(shí)間跨越多個(gè)心跳的方式進(jìn)行設(shè)定并收集。
17.根據(jù)權(quán)利要求10所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為，施加飽和脈沖作為上述區(qū)域選擇激勵脈沖。
18.根據(jù)權(quán)利要求10所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為對不同于上述成像區(qū)域的區(qū)域施加作為上述區(qū)域選擇激 勵脈沖的標(biāo)記脈沖，并收集用于識別顯示通過上述標(biāo)記脈沖標(biāo)記的血液的多個(gè)上述成像 數(shù)據(jù)。
19.根據(jù)權(quán)利要求18所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為對包括冠狀動脈的區(qū)域施加上述標(biāo)記脈沖。
20.根據(jù)權(quán)利要求18所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為對包括右冠狀動脈、左冠狀動脈主干部、左回旋枝以及左前降枝中的一個(gè)但不包括其它三個(gè)的區(qū)域上施加上述標(biāo)記脈沖。
21.根據(jù)權(quán)利要求18所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為對設(shè)定于心室內(nèi)的層塊施加上述標(biāo)記脈沖。
22.根據(jù)權(quán)利要求18所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為對設(shè)定于顯示右心室、左心室和左心房的定位圖像上的 區(qū)域施加上述標(biāo)記脈沖。
23.根據(jù)權(quán)利要求18所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為對根據(jù)上述心臟的矢狀面中的冠狀動脈的三維血管圖像 數(shù)據(jù)設(shè)定的區(qū)域施加上述標(biāo)記脈沖。
24.根據(jù)權(quán)利要求18所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為還對上述成像區(qū)域施加區(qū)域非選擇反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖。
25.根據(jù)權(quán)利要求24所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為在施加上述區(qū)域非選擇反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖和上述標(biāo)記脈沖 后，還施加選擇激勵上述成像區(qū)域的成像區(qū)域選擇反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖。
26.根據(jù)權(quán)利要求24所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為能夠分別獨(dú)立地可變設(shè)定從上述區(qū)域非選擇反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈 沖的施加定時(shí)到多個(gè)上述成像數(shù)據(jù)的收集定時(shí)為止的反轉(zhuǎn)恢復(fù)時(shí)間、和從上述標(biāo)記脈沖 的施加定時(shí)到多個(gè)上述成像數(shù)據(jù)的收集定時(shí)為止的時(shí)間。
27.根據(jù)權(quán)利要求26所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為將流入上述成像區(qū)域的血液以外的血液的縱向磁化的絕 對值與上述心肌的縱向磁化的絕對值這兩者為預(yù)定值以下的定時(shí)設(shè)定為多個(gè)上述成像數(shù) 據(jù)的收集定時(shí)。
28.根據(jù)權(quán)利要求27所述的磁共振成像裝置，其中，上述血流圖像生成部構(gòu)成為通過使用多個(gè)上述成像數(shù)據(jù)的實(shí)部進(jìn)行圖像重構(gòu)處理， 從而抑制來自流入上述成像區(qū)域的血液以外的血液的信號。
29.根據(jù)權(quán)利要求10所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為對上述成像區(qū)域施加上述區(qū)域選擇激勵脈沖，并收集用 于識別顯示流入上述成像區(qū)域的血液的多個(gè)上述成像數(shù)據(jù)。
30.根據(jù)權(quán)利要求10所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為除了收集伴隨上述區(qū)域選擇激勵脈沖的施加的多個(gè)上述 成像數(shù)據(jù)之外，還收集不伴隨上述區(qū)域選擇激勵脈沖的施加的分別與上述不同的移動時(shí) 間對應(yīng)的多個(gè)成像數(shù)據(jù)；上述血流圖像生成部構(gòu)成為根據(jù)伴隨上述區(qū)域選擇激勵脈沖的施加而收集到的多個(gè) 上述成像數(shù)據(jù)與不伴隨上述區(qū)域選擇激勵脈沖的施加而收集到的多個(gè)上述成像數(shù)據(jù)之間 的差分?jǐn)?shù)據(jù)來生成多個(gè)上述血流圖像數(shù)據(jù)。
31.根據(jù)權(quán)利要求10所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為在從上述區(qū)域選擇激勵脈沖的施加定時(shí)到成像數(shù)據(jù)的收 集定時(shí)為止的期間施加其它的區(qū)域選擇激勵脈沖。
32.根據(jù)權(quán)利要求10所述的磁共振成像裝置，其中，所述磁共振成像裝置還具備預(yù)掃描部，該預(yù)掃描部分別伴隨上述區(qū)域選擇激勵脈沖的施加而改變從上述區(qū)域選 擇激勵脈沖的施加定時(shí)到數(shù)據(jù)收集定時(shí)為止的延遲時(shí)間來收集多個(gè)二維數(shù)據(jù)，并顯示基 于上述多個(gè)二維數(shù)據(jù)的多個(gè)斷面圖像；以及攝像條件設(shè)定部，該攝像條件設(shè)定部根據(jù)輸入信息從上述多個(gè)斷面圖像中選擇至少 兩個(gè)斷面圖像，并將與所選擇的斷面圖像對應(yīng)的上述延遲時(shí)間設(shè)定為從上述區(qū)域選擇激 勵脈沖的施加定時(shí)到多個(gè)上述成像數(shù)據(jù)的收集定時(shí)為止的時(shí)間。
33.根據(jù)權(quán)利要求10所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為對上述成像區(qū)域施加藥劑負(fù)荷和運(yùn)動負(fù)荷中的至少一方 來收集多個(gè)上述成像數(shù)據(jù)。
34.根據(jù)權(quán)利要求10所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為在對上述成像區(qū)域施加藥劑負(fù)荷和運(yùn)動負(fù)荷中的至少一 方的狀態(tài)下將多個(gè)上述成像數(shù)據(jù)作為多個(gè)第一數(shù)據(jù)收集，并且在對上述成像區(qū)域不施加 藥劑負(fù)荷和運(yùn)動負(fù)荷的狀態(tài)下將多個(gè)上述成像數(shù)據(jù)作為多個(gè)第二數(shù)據(jù)收集，上述血流圖像生成部構(gòu)成為根據(jù)多個(gè)上述第一數(shù)據(jù)與多個(gè)上述第二數(shù)據(jù)的差分?jǐn)?shù)據(jù) 來生成多個(gè)上述血流圖像數(shù)據(jù)。
35.根據(jù)權(quán)利要求10所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為在收集多個(gè)上述成像數(shù)據(jù)之前，收集用于測定由呼吸引 起的運(yùn)動量的磁共振信號，并根據(jù)上述運(yùn)動量校正上述成像區(qū)域。
36.根據(jù)權(quán)利要求10所述的磁共振成像裝置，其中，上述成像數(shù)據(jù)收集部構(gòu)成為在收集多個(gè)上述成像數(shù)據(jù)之前，收集用于測定由呼吸引 起的運(yùn)動量的磁共振信號，上述血流圖像生成部構(gòu)成為伴隨使用了上述運(yùn)動量的運(yùn)動校正而生成多個(gè)上述血流 圖像數(shù)據(jù)。
37.根據(jù)權(quán)利要求10所述的磁共振成像裝置，其中，上述血流圖像生成部構(gòu)成為伴隨從多個(gè)上述成像數(shù)據(jù)除去與圖像的背景對應(yīng)的信號 成分的校正，來生成多個(gè)上述血流圖像數(shù)據(jù)。
38.根據(jù)權(quán)利要求10所述的磁共振成像裝置，其中，上述血流圖像生成部構(gòu)成為根據(jù)心電信號推定心跳的一個(gè)周期的期間，由此控制從 多個(gè)上述成像數(shù)據(jù)的收集前的上述心電信號中的最后的基準(zhǔn)波的定時(shí)到多個(gè)上述成像數(shù) 據(jù)的收集定時(shí)為止的時(shí)間間隔。
39.—種磁共振成像方法，其特征在于，具有以下步驟對心臟的包括大動脈的至少一部分在內(nèi)的區(qū)域施加用于對流入包括心肌在內(nèi)的成像 區(qū)域的血液進(jìn)行識別顯示的區(qū)域選擇激勵脈沖，并以非造影方式從上述成像區(qū)域收集成 像數(shù)據(jù)的步驟；以及根據(jù)上述成像數(shù)據(jù)生成血流圖像數(shù)據(jù)的步驟。
全文摘要
本發(fā)明提供一種磁共振成像裝置和磁共振成像方法。磁共振成像裝置具備成像數(shù)據(jù)收集部，該成像數(shù)據(jù)收集部對心臟的包括大動脈的至少一部分在內(nèi)的區(qū)域施加用于對流入包括心肌在內(nèi)的成像區(qū)域的血液進(jìn)行識別顯示的區(qū)域選擇激勵脈沖，并以非造影方式從上述成像區(qū)域收集成像數(shù)據(jù)；以及血流圖像生成部，該血流圖像生成部根據(jù)上述成像數(shù)據(jù)生成血流圖像數(shù)據(jù)。
文檔編號A61B5/055GK102018511SQ201010143450
公開日2011年4月20日 申請日期2010年3月17日 優(yōu)先權(quán)日2009年9月18日
發(fā)明者久原重英, 宮崎美津惠 申請人:東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會社, 株式會社東芝