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)明的實施方式涉及磁共振成像裝置以及磁共振成像方法。
背景技術(shù)：
以往，作為磁共振成像之一，有不使用造影劑攝像被檢體內(nèi)的流體的方法。現(xiàn)有技術(shù)文獻專利文獻1 美國專利申請公開2009/(^61825號說明書專利文獻2 美國專利第6801800號說明書專利文獻3 日本特開2003-70766號公報專利文獻4 日本特開2004-3^614號公報非專利文獻 1 :Fan, et al.， ‘‘ 3D Noncontrast MR Angiography of the Distal Lower Extremities Using Flow-Sensitive Dephasing(FSD)-Prepared Balanced SSFP, " Magnetic Resonance in Medicine, volume62,pagesl523_1532(2009)非專利文獻 2 :Fan，et al. , “ 3D Non-Contrast-Enhanced MRA Using Flow-Sensitive Dephasing(FSD)Prepared Balanced SSFP-Identification of the Optimal First-Order Gradient Moment, " pagel410,17th Annual Scientific Meeting and Exhibition of the International Society of Magnetic Resonance in Medicine, Stockholm, Sweden, (May2-5, 2010)非專利文獻3 :Fan, et al.， “ Carotid Arterial Wall MRI at 3T Using 3D Variable-Flip-Angle Turbo Spin-Echo (TSE) with Flow-Sensitive Dephasing(FSD), " Journal of Magnetic Resonance Imaging, volume31, pages645-654(2010)非專利文獻 4 :Fan, et al.， ‘‘ Non-Contrast-Enhanced Hand MRA Using Multi-directional Flow-Sensitive Dephasing, " page40517th Annual Scientific Meeting and Exhibition of the International Society of Magnetic Resonance in Medicine, Stockholm, Sweden, (May2-5, 2010)5 :Guo, et al. , “ 3D Non-Contrast MRA of Lower Extremities Using Balanced SSFP with Flow-Sensitive Dephasing (FSD) at 3T," page3786, 17th Annual Scientific Meeting and Exhibition of the International Society of Magnetic Resonance in Medicine, Stockholm, Sweden, (May2~5,2010)非專利文獻 6 :Haacke, et al. , " Magnetic Resonance Imaging Physical Principles and Sequence Design, " New York :ffiley-Liss, Chapter23, pages673-675(1999)# 專禾Ij JC ^ 7 :Miyazaki, et al. , ‘‘ Peripheral MR Angiography Separation of Arteries from Veins with Flow—spoiled Gradient Pulses in Electrocardiography-triggered Three-dimensional Half—Fourier Fast Spin-Echo Imaging, " Radiology, volume227,pages890~896(June2003)__專禾1J文獻 8 :Wang，et al. , " Improved Suppression of Plaque-Mimicking Artifacts in Black-Blood Carotid Atherosclerosis imaging Using a Multislice Motion-Sensitized Driven-Equilibrium(MSDE) Turbo Spin-Echo (TSE) Sequence, " Magnetic Resonance in Medicine, Vol. 58,pages973-981(2007)非專利文獻 9 :Haacke, et al. , " Magnetic Resonance Imaging :Physical Principles and Sequence Design, " New York :ffiley-Liss, chapter 23, pages 673-675(1999)

發(fā)明內(nèi)容
但是，根據(jù)以往方法，例如存在產(chǎn)生靜脈引起的污染(contamination)等，未必能夠收集到恰當?shù)膱D像的情況。實施方式涉及的磁共振成像裝置具備收集部與生成部。上述收集部攝像被檢體內(nèi)的流體，收集攝像脈沖(pulse)序列(sequence)的參數(shù)(parameter)不同的多個圖像。上述生成部從上述多個圖像中的至少一個圖像中選擇圖像內(nèi)的各位置的像素值，使用所選擇的各位置的像素值生成混合(hybrid)圖像。實現(xiàn)可以收集恰當?shù)孛枥L出流體的圖像的效果。


圖1為通過使用基于在多個圖像(例如，使用不同的攝像參數(shù)(攝像脈沖序列的參數(shù))中取得的暗淡的動脈圖像(DA(Dark Artery)圖像))的混合圖像(例如，混合DA 圖像)，收集以及處理磁共振血管攝像(MRA(Magnetic Resonance Angiography))的數(shù)據(jù) (data) ^MRI (Magnetic Resonance Imaging)系統(tǒng)(system)的(block)圖。圖2為利用伴隨不為0的一次傾斜磁場力矩(moment) (ml)的FSD(Flow-Spoiled Dephasing)預(yù)脈沖(pre-pulse)，在連續(xù)的MRI數(shù)據(jù)收集脈沖序列中使流動的自旋(spin) 相位分散的典型的MRI數(shù)據(jù)收集脈沖序列的概略圖。圖3A為表示將一次傾斜磁場力矩(ml)調(diào)整到非常低來收集DA圖像時的FSD MRA 的結(jié)果的圖。圖;3B為表示將一次傾斜磁場力矩(ml)調(diào)整到非常高來收集DA圖像時的FSD MRA 的結(jié)果的圖。圖4為針對不同的一次傾斜磁場力矩值(ml值)，對根據(jù)流動快的動脈、流動慢的動脈以及靜脈中的血流而產(chǎn)生的標準的MRI信號響應(yīng)進行正規(guī)化示出的曲線圖。圖5為用于通過合成使用不同參數(shù)收集的多個DA圖像來取得混合圖像的典型的合成算法(algorithm)的概略圖。
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圖6為表示典型的合成算法的詳細的圖。圖7為強調(diào)動脈信號的MRA圖像。圖8A為表示混合圖像的圖。圖8B為表示使用中央或中間的一次傾斜磁場力矩值(ml值)而取得的圖像的圖。圖9A為表示在對以往MRA圖像使用混合圖像時所示的改善的圖。圖9B為表示對以往MRA圖像使用混合圖像時所示的改善的圖。圖10為將在典型的實施方式中能利用的典型的計算機(computer)程序 (program)編碼(code)構(gòu)造體與作為操作(option)準備的操作者(operator)的輸入一起示出的概略性流程圖(flow chart)。符號說明10 架臺；11 床；12 靜磁場BO磁鐵；14 :foc、Gy、(}Z傾斜磁場線圈組；16 :RF線圈組件；18 攝像空間；20 系統(tǒng)構(gòu)成要素；22 =MRI系統(tǒng)控制器；24 顯示器；26 鍵盤；28 打印機；30 =MRI序列控制器；32 :Gx、Gy、Gz傾斜磁場線圈驅(qū)動器；34 =RF發(fā)送器；36 發(fā)送接收開關(guān)；38 程序編碼構(gòu)造體；40 =RF接收器；42 =MRI數(shù)據(jù)處理器；44 混合圖像重建程序編碼構(gòu)造體；46 =MRA圖像存儲器；50 =MRI系統(tǒng)程序存儲裝置。
具體實施例方式圖1所示的MRI系統(tǒng)包括架臺部10 (在概略性切面中圖示)、以及與架臺部10連接的多個相關(guān)的系統(tǒng)構(gòu)成要素20。在遮蔽的室內(nèi)至少設(shè)置架臺部10。圖1所示的MRI系統(tǒng)實質(zhì)上包括同軸圓筒狀靜磁場BO磁鐵12、Gx, Gy及( 傾斜磁場線圈組(set) 14、RF線圈(coil)組件(assembly) 16。沿這些構(gòu)成要素形成的圓筒狀排列的水平軸，有實質(zhì)上包含由床11支撐的患者9的頭部的攝像空間18。MRI系統(tǒng)控制器22具備與顯示器(display) 24、與鍵盤(keyboard)沈以及打印機 (printer) 28連接的輸入輸出端口。顯示器M也可以是還可以進行控制的輸入的觸摸屏幕 (touch-screen)。MRI系統(tǒng)控制器(controller) 22與除了控制RF發(fā)送器(transmitter) 34以及發(fā)送接收開關(guān)(switch) 36 (對發(fā)送以及接收雙方使用同一 RF線圈時)還控制fouGy及( 傾斜磁場線圈驅(qū)動器(driver) 32的MRI序列控制器30連接。MRI序列控制器30為了通過將具有不同的一次傾斜磁場力矩值(ml值)的FSD(Flow-Spoiled Dephasing)與已可利用的其他(例如以往的)MRI脈沖序列組合而使用來實現(xiàn)MRA數(shù)據(jù)取得脈沖序列(攝像脈沖序列、脈沖序列)，包括恰當?shù)某绦蚓幋a構(gòu)造體38。系統(tǒng)構(gòu)成要素20包括RF接收器(receiver) 40。RF接收器40為了生成向顯示器 M輸出的圖像，提供向MRI數(shù)據(jù)處理器42的輸入。MRI數(shù)據(jù)處理器42以接入混合圖像重建程序編碼構(gòu)造體44以及(例如，用于保存通過典型的實施方式的處理以及混合圖像重建程序編碼構(gòu)造體44取得的MRA圖像數(shù)據(jù)的)MRA圖像存儲器46的方式而構(gòu)成。圖1還示出了從MRI系統(tǒng)的多種數(shù)據(jù)處理構(gòu)成要素能接入，且在計算機可讀形式的保存介質(zhì)內(nèi)存儲(例如，與非造影劑MRA的混合圖像的重建或操作者對該圖像重建的輸入等有關(guān)的)程序編碼構(gòu)造體的MRI系統(tǒng)程序存儲裝置50的概要。程序存儲裝置50可分割，至少一部分在(存儲在公共場所，并不與MRI系統(tǒng)控制器22直接連接)系統(tǒng)構(gòu)成要素20的處理計算機之內(nèi)，能夠與在通常的處理中立即需要存儲著的該程序編碼構(gòu)造體的其他計算機直接連接。實際上，圖1的描繪是對非常高度單純化的典型的MRI系統(tǒng)的圖，以能夠?qū)嵤┖笫龅牡湫偷膶嵤┓绞降姆绞郊又淖兒蟮膱D。系統(tǒng)構(gòu)成要素可以劃分成“框(box)(各構(gòu)成要素)”的不同的邏輯集合，并且，一般由上升至多個的數(shù)字信息處理器(DSP(Digital Signal Processors))、微處理器(microprocessor)、專用處理電路(高速A/D轉(zhuǎn)換、高速傅立葉 (Fourier)轉(zhuǎn)換、排列處理等)組成。這些處理器分別為時鐘(clock)設(shè)定的“狀態(tài)機(狀態(tài)進行遷移的機器)”，其物理數(shù)據(jù)處理電路在每一時鐘周期內(nèi)(或規(guī)定數(shù)量的每一時鐘周期內(nèi))從某一物理狀態(tài)向另一物理狀態(tài)前進。處理電路(例如，CPU(Central Processing Unit)、寄存器(register)、緩沖器 (buffer)、運算裝置等)的物理狀態(tài)在處理進行之中按每一時鐘周期逐漸變化，對應(yīng)的數(shù)據(jù)存儲介質(zhì)(例如，磁存儲介質(zhì)的比特存儲位置)的物理狀態(tài)在系統(tǒng)工作中從某一狀態(tài)向另一狀態(tài)轉(zhuǎn)移。例如，在混合MRA成像的重建過程(process)結(jié)束時，位于在物理存儲介質(zhì)內(nèi)的以計算機可讀形式可介入的數(shù)據(jù)值存儲位置的排列從前一狀態(tài)(例如，全部相同地成為“0”值或“ 1”值)，向以便使排列的物理位置的物理狀態(tài)表示現(xiàn)實的物理現(xiàn)象以及狀況 (例如，攝像空間內(nèi)的患者的動脈)而在最小值與最大值之間變動的新的狀態(tài)轉(zhuǎn)移。存儲的數(shù)據(jù)值的這種排列與在由命令寄存器依次載入(load)由MRI系統(tǒng)的1個以上的CPU執(zhí)行時按特定順序排列更換運算狀態(tài)而在MRI系統(tǒng)內(nèi)使之遷移的計算機控制程序編碼的特定的構(gòu)造體一樣，表現(xiàn)并構(gòu)成某一物理構(gòu)造體。在以下所示的典型的實施方式中，示出進行數(shù)據(jù)的收集或MRA(Magnetic Resonance Angiography)圖像的生成以及顯示的改善后的方法。在非造影磁共振血管攝像(MRA)法中，不使用外因性造影劑，就生成動脈靜脈血管構(gòu)造的MR圖像。在以下所示的典型的實施方式中，以避免靜脈引起的污染(例如，動脈與靜脈重疊致使很難觀察圖像)，生成提高動脈相對于背景的對比度(contrast)的非造影 MRA圖像或相反(即，生成強調(diào)靜脈的非造影MRA圖像)為目的。心跳周期內(nèi)的各種Flow-cbphasing傾斜磁場力矩(例如，一次傾斜磁場力矩)或時相(例如，心跳周期(cycle)的延遲時間(例如，R波的峰(peak)值到信號收集的延遲時間)、或由其雙方收集的圖像數(shù)據(jù)的N個集合使用一邊使靜脈引起的(或其相反的動脈引起的)污染最小限一邊使動脈的(或其相反的靜脈的)信號最大化的混合重建算法來合成。該處理能夠在將用戶(user)的輸入抑制為最小限而自動或半自動地進行?；旧喜恍枰糜谌〉美硐牖虮粌?yōu)化的參數(shù)的校正(calibration)攝像。在以往的非造影MRA法中，一般基本上取得動脈明亮(信號值高)的圖像 (BA (Bright Artery)圖像、即動靜脈明亮的圖像)以及動脈暗淡(信號值低)的圖像 (DA(Dark Artery)圖像、即靜脈明亮動脈暗淡的圖像)這樣的兩個圖像數(shù)據(jù)。通過從BA圖像數(shù)據(jù)中(對每一像素(Pixel))減去(減影(SUbtracti0n))DA圖像數(shù)據(jù)，生成MRA圖像 I。I = BA-DA (式 1)最終的減影圖像I理想化地只包含來自動脈的像素的信號。作為結(jié)果取得的減影圖像數(shù)據(jù)一般用最大亮度投影(MIP(Maximum Intensity Projection))格式(format)來表現(xiàn)，并使患者的身體三維圖像化。被稱為FSD (Flow-spoiled Dephasin)的非造影MRA法使用具有不為0的一次傾斜磁場力矩(ml)的傾斜磁場預(yù)脈沖模塊(即，診斷用的MRI取得脈沖序列中的最初的部分，例如，參照圖2)，使流動的自旋相位分散(失相(dephase))從而取得DA圖像(動脈暗淡的圖像)。當將0(空集合)的零(zero)次傾斜磁場力矩與不為0的一次傾斜力矩組合時，流動的自旋相位分散，但不影響靜止的(背景的)自旋。一次傾斜磁場力矩的矢量(vector) 方向(失相脈沖(傾斜磁場預(yù)脈沖)的施加方向)能夠使用傾斜磁場的通道(channel) (χ、 y、z)中的任一個或同時存在的一次傾斜磁場力矩進行操作。這樣，一次傾斜磁場力矩能夠設(shè)計為沿矢量方向選擇性地分散自旋。相位進行分散的、流動的自旋的信號在圖像數(shù)據(jù)中衰減。信號衰減的程度與一次傾斜磁場力矩的強度以及流速不成直線性而成比例(圖4)。 動脈一般比靜脈流速大、受心跳周期產(chǎn)生的動脈的影響較強。因此，認為動脈的信號衰減比靜脈大，認為在心臟的收縮期內(nèi)該衰減會進一步變大。FSD預(yù)脈沖模塊(module)能夠附加在以往一直存在的任意MRI診斷的讀出 (readout)掃描(scan)序列(例如，bSSFP(Balanced Steady-State Free Precession)、 FASE (Fast Asymmetric Spin Echo 又 Fast Advanced Spin Echo)等)。一般讀出的數(shù)據(jù)取得是為了使用充分的分辯率描繪小的血管系統(tǒng)而在薄的切面上被構(gòu)成的三維數(shù)據(jù)。FSD 預(yù)脈沖模塊一般而言是雙極(bipolar)傾斜磁場與RF脈沖90° -180° -90°的組合。在 DA圖像的攝像中，一般一次傾斜磁場力矩(ml)被設(shè)定為被調(diào)整的0以外的任一數(shù)值。在 BA圖像的攝像中，一般一次傾斜磁場力矩(ml)被設(shè)定為小的數(shù)值或0。在此，舉例說明FSD，但所公開的方法可同樣適用于用于基于減法在非造影中描繪出流體的MRI攝像法。該方法例如包括在此所述的FBI (Fresh Blood Lnaging)或不同名稱同樣的非造影MRA法(腦脊髓液(包括CSF (Cerebral Spinal Fluid))。對 FS-FBI (Flow-Spoiled FBI)進行詳細說明，F(xiàn)S-FBI為對FBI進行改良后的技術(shù)，通過使用回波鏈(echo train)中的失相脈沖(flow-spoiled d印hasing脈沖)而不是像FSD那樣的預(yù)脈沖，例如，相比靜脈的信號而言降低動脈信號的信號值。這些非造影MRI法一般具有使用 ECG(Electrocardiogram)同步或 PPG(Photo plethysmo graph)同步這樣的共同點， 具有與基于T1強調(diào)攝像法的以往造影MRA法或非造影MRA法(例如，T0F(Time Of Flight) 對照地使用T2強調(diào)攝像方法這一共同點。非造影T2強調(diào)攝像方法為了縮短攝像時間，盡管沒有被要求，但仍然屢次使用FSE(Fast Spin Echo)脈沖序列來執(zhí)行。圖2為概略地示出包含90° -180° -90° RF預(yù)脈沖模塊的FSD脈沖序列的圖。 針對多次DA圖像的攝像，(如圖所示)包含一次傾斜磁場力矩(ml)，但根據(jù)取得的DA圖像數(shù)據(jù)的不同其強度也不相同。針對BA圖像的攝像，將一次傾斜磁場力矩(ml)設(shè)定為0。以往，取得以下兩種圖像。· ml = 0時，心臟擴張期的動脈明亮的圖像(BA)· ml興0時，心臟收縮期的動脈暗淡的圖像(DA)接著，從BA圖像中對每一像素減去DA圖像生成最終的MRA圖像。如上所述，這與非造影 MRA 法的 FBI (Fresh Blood Imaging)同樣。遺憾的是，在以往的FSD中，一次傾斜磁場力矩預(yù)脈沖模塊對所有流動的MR自旋，產(chǎn)生某種程度的相移。所取得的MRI信號的衰減與核自旋的速度不成直線性而成比例(圖 4)。信號衰減隨著流動加快地增大。當一次傾斜磁場力矩(ml)過小時，特別是在流動慢的動脈中，動脈在DA圖像中不被充分衰減。因此，需要從最終的BA-DA減影圖像中減去這些像素值(例如，在圖3A中，示出了一次傾斜磁場力矩(ml)過小的減影圖像的最大亮度投影(MIP))。同樣，當一次傾斜磁場力矩(ml)過大時，存在在DA圖像中靜脈流動也衰減的情況(例如，在圖3B中，示出了一次傾斜磁場力矩(ml)過大的減影圖像中的最大亮度投影 (MIP))。靜脈的衰減產(chǎn)生最終的BA-DA減影圖像中的靜脈像素位置上的污染(參照圖3A 以及圖:3B中的箭頭)。用圖3A中的箭頭表示弱的動脈信號，用圖:3B中的箭頭表示靜脈的污染。該問題特別是在患者的末梢血管中，通常在處于靜脈與動脈直接鄰接的位置時成為混亂的原因。因此，在以往的FSD中，一般(a)為了防止一次傾斜磁場力矩(ml)過小而動脈信號消失，(b)為了防止一次傾斜磁場力矩(ml)過大而靜脈引起的污染進入所產(chǎn)生的問題， 需要針對最適合的傾斜磁場預(yù)脈沖模塊的一次傾斜磁場力矩(ml)進行校正。該校正的步驟可以通過選擇2D切面在每次檢查中對一部分攝像空間推定理想化的一次傾斜磁場力矩 (ml)。取而代之，也可以基于在其他研究中針對代表性的集團(cohort、統(tǒng)計上的群)實施 FSD檢查，求出的集團的平均，推定理想化的一次傾斜磁場力矩(ml)。這種校正作業(yè)會產(chǎn)生多余的麻煩，浪費不必要的時間。可使錯誤產(chǎn)生的原因也增加。最重要的是可能造成通過使用單一的一次傾斜磁場力矩(ml)值，對一部分攝像對象描繪出并非最適合的血管構(gòu)造的結(jié)果。在每次檢查時進行理想化的一次傾斜磁場力矩 (ml)值的校正時，一般以2D切面內(nèi)的限定的一部分血管為基礎(chǔ)進行推定。該1張2D切面中只包含3D攝像對象整體的極少的一部分。流速以及脈動即使在攝像對象內(nèi)也因血管的不同而差異較大，因此在使用基于該2D切面的方法推定的理想化的一次傾斜磁場力矩(ml) 中存在對脈管構(gòu)造的大部分產(chǎn)生不是最適合結(jié)果的情況。若根據(jù)集團的平均來推定理想的一次傾斜磁場力矩(ml)，則只有脈管構(gòu)造中無法取得最適合結(jié)果的部分不產(chǎn)生，對于各檢查對象的每一個也都無法取得恰當?shù)慕Y(jié)果。但是，在此，通過按照以下所述的步驟使用混合圖像，能夠?qū)崿F(xiàn)取得(a)增強動脈信號、(b)靜脈引起的污染減少的最終的減影圖像I的實用性FSD。或者，也存在混合圖像本身作為(強調(diào)動脈或靜脈)MRA的輸出圖像是很充分的情況，因此也存在不需要最終的減影圖像的情況。例如，取得多個(N個)數(shù)據(jù)集(N>》。通常，在通過幾種形式執(zhí)行FSD時，取得不同的一次傾斜磁場力矩(ml)值中的DA圖像的多個集合。在例子(圖4)中，取得N = 3 個圖像集(基準、中間、最大)?；鶞蕡D像中，ml =0(心臟擴張期)、中間圖像ml =中間值 (心臟收縮期)、最大圖像ml =最大值(心臟收縮期)。圖4將靜脈、流動慢的動脈以及流動快的動脈的血液中的磁共振血球核產(chǎn)生的MRI信號作為ml的函數(shù)來繪圖。(在ml軸上用X符號表示的位置上)取得基準、中間以及最大這3個圖像數(shù)據(jù)集。在信號曲線上用圓圈符號(〇)表示針對各血管的類型(type)所選擇的這些ml值中的信號。在此所示的方法使用混合重建算法，一邊使靜脈信號最小化一邊使動脈信號最大化(或相反)。例如，不同的N個(N彡2)圖像集，能夠通過使用不同的Flow-cbphasing力矩(ml)(例如，一次傾斜磁場力矩)或使用不同的心跳周期內(nèi)的時相(例如，心跳周期內(nèi)的延遲時間(例如，R波峰值到信號收集的延遲時間)或使用其雙方作為攝像脈沖序列的參數(shù)來取得。例如，能夠通過在收縮期的同一延遲時間內(nèi)，使用不同的一次傾斜磁場力矩(ml) 值或使用不同的矢量方向(失相脈沖(傾斜磁場預(yù)脈沖)的施加方向)或使用其雙方來取得的。并且，能夠通過在不同的延遲時間內(nèi)，使用同一傾斜磁場力矩(ml)來取的，或者，也可以采用不同的一次傾斜磁場力矩(ml)值、矢量方向、以及延遲時間的組合。這些圖像通過根據(jù)與各輸入數(shù)據(jù)集對應(yīng)的已知的ml或心跳周期或其雙方對各要素的相對信號進行演繹性推定，從而被輸入至使動脈、靜脈以及背景的像素互相分離的算法中。將各輸入數(shù)據(jù)集的像素數(shù)據(jù)(例如，使用選擇性像素位置置換算法)合成，生成混合圖像集。該混合合成算法使用固定值或基于用戶的選擇輸入調(diào)整的參數(shù)進行操作。在減法過程中(例如，F(xiàn)SD)使用混合圖像集，能夠生成優(yōu)化動脈信號并將靜脈信號抑制到最小的最終的MRA圖像?；蛘?， 能夠?qū)⑸鲜龌旌蠄D像本身作為MRA的輸出圖像來使用。能夠在合成算法的輸入中使用各圖像集的像素數(shù)據(jù)生成混合圖像集X的(圖5) 代替單純的減影(式1)。在該合成算法中，互相比較至少兩個像素數(shù)據(jù)集，對所給出的圖像數(shù)據(jù)集的各像素(像素)是否是從動脈部分、靜脈部分或背景中產(chǎn)生的進行高度推測。輸出的典型的混合圖像數(shù)據(jù)集X，能夠使用從多個(N個)不同的圖像數(shù)據(jù)集之一中選擇性地取得的(混合圖像數(shù)據(jù)集內(nèi)的)各X(x，y，z)位置的像素值(像素值)來生成。然后，在通常的減法算式中使用該混合圖像集X，生成改善后的最終的MRA圖像I、或者恰當?shù)卦O(shè)計混合化算法時，能夠?qū)⒒旌蠄D像數(shù)據(jù)集本身作為改善后的最終的MRA圖像I來使用。例如，如下可以在一次傾斜磁場力矩(ml)值中取得N個圖像數(shù)據(jù)集(N彡2)。·基準ml = 0 中間ml=中間值 最大ml=高值其次，對于與作為結(jié)果而取得的0以外的一次傾斜磁場力矩(ml)值對應(yīng)的N-I個 (即，該例中為兩個)的數(shù)據(jù)集，使用取得的像素值的差，推定所取得的特定的圖像的某一像素是動脈的還是靜脈的，并(例如通過選擇性像素值置換算法)合成為混合圖像數(shù)據(jù)集 X。接著，可以通過將混合圖像數(shù)據(jù)集X作為DA圖像數(shù)據(jù)集來使用從而計算最終的圖像I。
I (最終)=BA (動脈明亮)-X (DA混合)(式2)圖5為示出了能夠生成非造影MRA圖像的減法用混合圖像數(shù)據(jù)集X的一般性的合成算法。圖6示出了生成混合圖像數(shù)據(jù)集X的合成算法的更具體的例子。使用所示的判定算法對所有數(shù)據(jù)集(基準、中間、最大)評價規(guī)定位置(x，y，z)的像素數(shù)據(jù)，填充混合圖像數(shù)據(jù)集X內(nèi)的X(x，y，z)的值。在合成過程中可有多個不同的方式。在采用N = 3個圖像集的該例子中，圖6的過程比較充分。為了判斷像素是動脈的還是靜脈的而使用閾值參數(shù)(ε)。在中間的ml值的像素數(shù)據(jù)比基準值大幅地小時判斷為動脈的像素數(shù)據(jù)(參照圖4)，因此算法用(x，y，z) 中的最大ml值的圖像數(shù)據(jù)集的數(shù)據(jù)來填充X (χ，y，ζ)，并使該位置(x，y，ζ)中的信號最大化。在中間的ml的像素數(shù)據(jù)近似于基準值時，判斷為背景或靜脈的像素數(shù)據(jù)，因此算法用 (X，1，ζ)中的中間ml值的像素數(shù)據(jù)集的數(shù)據(jù)來填充X(x，y，ζ)，并防止靜脈引起的污染。 閾值ε的選擇可以自由地調(diào)整或針對各解剖學(xué)組織選擇基于以前的測量的固定值。并且， (例如，在后處理中)用戶也能夠交互(interactive)地調(diào)整閾值ε。在任何一種方法中，
10閾值ε的選擇只影響重建后的輸出。由于不影響輸入數(shù)據(jù)，因此無需在數(shù)據(jù)的取得之前確定關(guān)于閾值ε的最終判斷。這樣生成混合圖像X。在混合圖像X的生成中，可以采用許多不同的混合化算法/過程。存在如果明智地進行像素的填充/置換，則可以將混合圖像X 本身作為MRA的輸出圖像充分使用的情況。圖10示出了用于實現(xiàn)典型的實施方式的典型的計算機程序編碼構(gòu)造體的概略性流程圖。在此，使用100中開始混合MRA例程，并使用102從存儲裝置中適宜地調(diào)用存儲的數(shù)據(jù)取得參數(shù)(攝像脈沖序列參數(shù)、例如，ml值)。也有在該時刻進行其他所需的初始化過程的情況。在進行判定的104中，(例如，通過控制顯示器的畫面/鍵盤、或觸摸屏等)示出了用于根據(jù)需要變更操作者預(yù)先存儲的攝像參數(shù)的選擇項。在已進行選擇時，接著，在操作者的用戶界面(interface) 106上，能夠進行取得的圖像的數(shù)量、ml參數(shù)的低、高水平(level) 的值、閾值參數(shù)的特定值等參數(shù)的決定/變更。在沒有進行選擇時，在步驟(step) 108中使用存儲完成的攝像參數(shù)，并使用不同的ml值取得N個MRI數(shù)據(jù)集。特別是在該典型的實施方式中，(例如，使用各個MRI參數(shù)或心跳周期的參數(shù)或其兩者)取得至少一個BA圖像以及多個DA圖像。在此后的步驟110中，(例如，按照需要的任意算法)生成混合圖像數(shù)據(jù)集X，在步驟112中生成減影MRA圖像。在步驟114中，將該圖像(立刻或稍后從MRI系統(tǒng)控制臺或根據(jù)需要從遠程)輸出至存儲裝置或顯示器(或其雙方)，然后，通過在返回(return)步驟 116中適宜地返回至其他程序編碼構(gòu)造體從而結(jié)束混合MRA例程。該混合化方法的基本優(yōu)點是即使在流動慢的動脈中，也能夠提供使靜脈引起的污染最小限地清晰描繪出動脈的MRA圖像數(shù)據(jù)(圖7、8A以及8B)。動脈信號能夠強調(diào) 80-100% (圖9A)。靜脈引起的污染幾乎能夠減少到0(圖9B)。作為混合化方法的其他優(yōu)點，消除在FSD過程中進行一次傾斜磁場力矩(ml)的正確校正的負擔。在以往的FSD方法中，為了取得動脈信號的最大化與靜脈引起的污染的最小化之間的均衡，需要慎重選擇DA攝像的ml值。在新的混合化方法中，能夠固定ml的最大值。與中間范圍的數(shù)據(jù)集有關(guān)的ml的選擇變得單純。在一部分的流動中為了產(chǎn)生相移必須充分增大ml，但為了很強地使靜脈衰減，而不能過強。ml的選擇變得簡單因此不需要校正步驟，從而提高了 FSD成像的穩(wěn)健性。圖8A是示出了使用作為例子示出的混合化方法生成的減影圖像的MIP。動脈信號相比只使用圖8B所示的ml =中間的數(shù)據(jù)而生成的MIP圖像，在末梢動脈中變強。圖9A示出了混合圖像(圖8A)相對于以往型的中間圖像(圖8B)的改善。在此，白色部分表示看見目的信號強度的改善。圖9B示出了在混合圖像(圖8A)中如何改善了以往型的最大圖像(圖:3B)。在此，黑色像素表示期望從最終圖像中刪除的信號。圖9A與圖9B中，灰色均表示中立(即，來自以往的FSD的無變化)。如上所述，合成算法算式有多個形態(tài)。例如，可以互相比較各數(shù)據(jù)集的各個像素。 在使用了 N = 3的上述例子中，可以針對3個不同的閾值參數(shù)進行基準與中間、中間與最大、以及基準與最大之間的比較。在其他例子中，可以通過適用函數(shù)(例如，通過在預(yù)備的函數(shù)中代入數(shù)值(適用)輸出判斷結(jié)果的方法)置換算術(shù)性比較。信號與ml之間的關(guān)系由于能夠通過正弦曲線或同樣的數(shù)學(xué)函數(shù)分析性地記述，因此可以在將來自各集合的像素數(shù)據(jù)適用為分析函數(shù)。與算數(shù)性比較同樣地，能夠可以使用作為結(jié)果取得的適用參數(shù)(例如，作為通過在函數(shù)中代入數(shù)值取得的結(jié)果的數(shù)值)進行像素位置的特性(動脈、靜脈或背景)的判斷。合成算法也可以設(shè)計為輸出最終的MRA圖像集I (例如，跳過(skip)BA-X = I的典型的分離減法步驟)。此時，來自取得的多個圖像的像素值的選擇，在混合圖像本身中只識別并包含作為目的的(動脈或靜脈的)像素值。另外，在此記述的過程可以應(yīng)用以減法為基本方式的任意MRA法。并不限定于 FSD，也可以與FS-FBI等其他方法組合應(yīng)用。在FS-FBI中，flow cbphasing效果，內(nèi)在于基于數(shù)據(jù)收集所使用的FSEO^ast Spin Echo)的脈沖序列的RF回波系列內(nèi)而不是像FSD 那樣的被分離的預(yù)脈沖模塊的部分內(nèi)。調(diào)整后的讀出、相位編碼(encode)、切片(slice)選擇的傾斜磁場接續(xù)回波系列的各RF回波。提供效果的ml flow-cbphasing矢量的大小以及方向能夠控制。這樣，不同的FS-FBI數(shù)據(jù)集能夠通過使用不同的傾斜磁場力矩(ml)或使用不同的心跳周期的相位延遲或用其雙方來收集。不同的數(shù)據(jù)集能夠通過不同的ml值、 不同的ml方向、不同的觸發(fā)延遲(延遲時間)或其組合來收集。與上述FSD的例子同樣，N 個FS-FBI數(shù)據(jù)集能夠為了生成混合圖像X而被合成?；蛘撸又?，能夠使用于用于生成優(yōu)化了動脈的圖像I或優(yōu)化了靜脈的圖像I的減法中。另外，作為在實施方式中應(yīng)用的被檢體內(nèi)流動的流體，并不限定于血液，也可以同樣適用于CSF(腦脊髓液)、淋巴(lymph)液、膽汁(bile)、胰液(pancreatic juice)等。 一般，在此處表現(xiàn)的過程能夠輔助從其他移動的流體或背景中分離來自某流體的信號。并不依賴于MR的流體的緩和特性(例如，I\、T2、T2* (星形(strar))而是只依賴于其流動的特性。假設(shè)分離的流體在與流速、流動方向、心跳或呼吸之間的關(guān)系中，具有與在流體附近可能混同不同的特性，則一次傾斜磁場力矩ml以及觸發(fā)延遲(延遲時間)的組合可以被設(shè)計為靈活運用這些特性的差異。這些數(shù)據(jù)集為了優(yōu)化關(guān)心對象的流體的描繪而應(yīng)用混合技術(shù)。如上所述，能夠使用在此記述的過程，生成靜脈造影用優(yōu)化靜脈的MRA圖像。艮口， 通過對合成算法或減法過程或其雙方加入改變，能夠使動脈信號最小化，使靜脈信號最大化。并且，在其他例子中，CSF(腦脊髓液)具有流速比動脈或靜脈慢這樣的特性。因此，該流體的特性能夠靈活地用于區(qū)分血液那樣的流速快的流體與CSF。在以往的FSD中，只需要取得N = 2個圖像集。因此，在以往的方法中可以節(jié)省與 (N-2)/2成比例的量的時間。例如，在使用上述新的混合方法的N= 3的檢查中，花費比以往的FSD長50%的時間。因此，在新的方法中，能夠節(jié)省花費時間的校正掃描以及校正數(shù)據(jù)的處理。校正數(shù)據(jù)的取得與處理花費的時間能夠合理地推定為與一個數(shù)據(jù)集的取得花費的時間(一般兩分鐘)相同的程度。因此，在N= 3個檢查或混合化中，所需時間與以往的 FSD試驗大致同程度。如上所述，與實施方式相關(guān)的磁共振成像裝置(例如，MRI系統(tǒng))具備收集部與生成部。收集部攝像被檢體內(nèi)的流體，收集攝像脈沖序列參數(shù)不同的多個圖像。在此，所謂 “流體”是指例如血液、腦脊髓液(CSF)、淋巴(lymph)液、膽汁(bile)、胰液(pancreatic juice)等。另外，所謂“攝像脈沖序列”是指例如FSD或FS-FBI等脈沖序列。另外所謂“攝像脈沖序列的參數(shù)”是指例如使流體的自旋失相的失相脈沖(例如，附加于讀出傾斜磁場脈沖)的傾斜磁場力矩的值、失相脈沖的施加方向、心跳周期內(nèi)的延遲時間(例如，R波的峰值到信號收集的延遲時間)、或其組合等。如果繪出對象的流體例如在與流速、流動方向、心跳或呼吸之間的關(guān)系中，具有與在流體附近可能混同不同的特性，則這些參數(shù)設(shè)計為靈活運用這些特性的差異即可。例如，收集部在FSD或FS-FBI等的脈沖序列中，進行這些參數(shù)互不相同的收集，并收集多個圖像。另外，生成部從多個圖像中的至少一個圖像中選擇圖像內(nèi)的各位置的像素值，并使用選擇的各位置中的像素值生成混合圖像。另外，與實施方式相關(guān)的收集部例如在被檢體的心臟收縮期內(nèi)收集參數(shù)不同的多個圖像，生成部從心臟收縮期內(nèi)收集的多個圖像中的至少一個圖像中選擇各位置的像素值從而生成混合圖像。另外，與實施方式相關(guān)的生成部例如在與被檢體的靜脈對應(yīng)的位置上選擇高像素值，在與被檢體的動脈對應(yīng)的位置上選擇低像素值?；蛘?，與實施方式相關(guān)的生成部例如在與被檢體的動脈對應(yīng)的位置上選擇高像素值，在與被檢體的靜脈對應(yīng)的位置上選擇低像素值。另外，與實施方式相關(guān)的磁共振成像裝置例如還具備根據(jù)混合圖像生成減影圖像的減影圖像生成部。此時，收集部例如在被檢體的心臟擴張期內(nèi)收集至少一個圖像，且在被檢體的心臟收縮期內(nèi)收集多個圖像。生成部例如從在心臟收縮期內(nèi)收集的多個圖像中的至少一個圖像中選擇各位置的像素值生成混合圖像，減影圖像生成部通過求解在被檢體的心臟擴張期內(nèi)收集的圖像與混合圖像之間的差分，從而生成減影圖像。但是，實施方式并不限定于此，如上所述，根據(jù)例如生成混合圖像的合成算法的設(shè)計，例如，也可以在混合圖像中只包含繪出對象的流體的像素值。并且，例如，也可以在混合圖像中只包含繪出對象的流體以及背景的像素值。另外，與實施方式相關(guān)的收集部收集一次傾斜磁場力矩不同的多個圖像。例如，收集部根據(jù)第ι值的一次傾斜磁場力矩在心臟擴張期內(nèi)收集圖像，根據(jù)第2值以及第3值的一次傾斜磁場力矩在心臟收縮期內(nèi)收集多個圖像。在此，如使用圖4所說明的那樣，在將第 1值的被檢體的靜脈內(nèi)流動的血液產(chǎn)生的信號值、以及第1值的被檢體的動脈內(nèi)流動的血液產(chǎn)生的信號值作為各基準值時，例如，第3值是靜脈內(nèi)流動的血液產(chǎn)生的信號以及動脈內(nèi)流動的血液產(chǎn)生的信號的雙方從各基準值衰減的值。并且，例如，第2值為第1值與第3 值之間的中間值，靜脈內(nèi)流動的血液產(chǎn)生的信號的從基準值的衰減振幅比動脈內(nèi)流動的血液產(chǎn)生的信號的從基準值的衰減幅度小。另外，與實施方式相關(guān)的生成部例如在圖像內(nèi)的每一位置上，將根據(jù)第1值收集的圖像的像素值與根據(jù)第2值收集的圖像的像素值之間的差分與閾值進行比較，該差分小于閾值時，選擇根據(jù)第2值收集的圖像的像素值作為該位置的像素值，在該差分比閾值大時，選擇根據(jù)第3值收集的圖像的像素值作為該位置的像素值從而生成混合圖像。根據(jù)上述至少一個實施方式的磁共振成像裝置以及磁共振成像方法，能夠收集恰當?shù)孛枥L出流體的圖像。針對本發(fā)明的幾個實施方式進行了說明，但這些實施方式是作為例子而示出的， 并不意圖限制發(fā)明的范圍。這些實施方式可以通過其他方式來實施，在不脫離發(fā)明的要旨的范圍內(nèi)，可以進行各種省略、置換、變更。這些實施方式或其變形與包含在發(fā)明范圍或要旨內(nèi)一樣，被包含在權(quán)利要求范圍內(nèi)所述的發(fā)明和其等同的范圍內(nèi)。
權(quán)利要求
1.一種磁共振成像裝置，其特征在于，包括收集部，攝像被檢體內(nèi)的流體，收集攝像脈沖序列的參數(shù)不同的多個圖像； 生成部，從上述多個圖像中的至少一個圖像中選擇圖像內(nèi)的各位置的像素值，使用所選擇的各位置的像素值來生成混合圖像。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述收集部在上述被檢體的心臟收縮期內(nèi)收集上述參數(shù)不同的多個圖像； 上述生成部從在上述心臟收縮期內(nèi)收集的多個圖像中的至少一個圖像中選擇上述各位置的像素值來生成上述混合圖像。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述生成部在與上述被檢體的靜脈對應(yīng)的位置上選擇高像素值，在與上述被檢體的動脈對應(yīng)的位置上選擇低像素值。
4.根據(jù)權(quán)利要1所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述生成部在與上述被檢體的動脈對應(yīng)的位置上選擇高像素值，在與上述被檢體的靜脈對應(yīng)的位置上選擇低像素值。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于， 還包括減影圖像生成部，根據(jù)上述混合圖像生成減影圖像；上述收集部在上述被檢體的心臟擴張期內(nèi)收集至少一個圖像，且在上述被檢體的心臟收縮期內(nèi)收集多個圖像；上述生成部從在上述收縮期內(nèi)收集的多個圖像中的至少一個圖像中選擇上述各位置的像素值來生成上述混合圖像；上述減影圖像生成部通過求解在上述被檢體的心臟擴張期內(nèi)收集的圖像與上述混合圖像之間的差分，而生成上述減影圖像。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的磁共振成像裝置，其特征在于 上述收集部收集一次傾斜磁場力矩不同的多個圖像。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述收集部根據(jù)第1值的一次傾斜磁場力矩在上述心臟擴張期內(nèi)收集圖像，根據(jù)第2 值以及第3值的一次傾斜磁場力矩在上述心臟收縮期內(nèi)收集多個圖像；在將上述第1值中的根據(jù)流動在上述被檢體的靜脈內(nèi)的血液產(chǎn)生的信號值以及上述第1值中的根據(jù)流動在上述被檢體的動脈內(nèi)的血液產(chǎn)生的信號值作為各個基準值時，上述第3值是將根據(jù)流動在上述靜脈內(nèi)的血液產(chǎn)生的信號以及根據(jù)流動在上述動脈內(nèi)的血液產(chǎn)生的信號雙方從各個基準值衰減的值，上述第2值為上述第1值與上述第3值之間的中間值，根據(jù)流動在上述靜脈內(nèi)的血液產(chǎn)生的信號的從上述基準值的衰減幅度比根據(jù)流動在上述動脈內(nèi)的血液產(chǎn)生的信號的從上述基準值的衰減幅度小。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述生成部針對圖像內(nèi)的每一位置，將根據(jù)上述第1值收集的圖像的像素值與根據(jù)上述第2值收集的圖像的像素值之間的差分與閾值進行比較，在該差分小于閾值時，選擇根據(jù)上述第2值收集的圖像的像素值作為該位置的像素值，在該差分值大于閾值時，選擇根據(jù)上述第3值收集的圖像的像素值作為該位置的像素值從而生成混合圖像。
9.根據(jù)權(quán)利要求2所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述收集部在上述心臟收縮期內(nèi)，收集基于上述被檢體的心跳周期的延遲時間不同的多個圖像。
10.一種磁共振成像方法，由計算機執(zhí)行，其特征在于，包括攝像被檢體內(nèi)的流體，收集攝像脈沖序列的參數(shù)不同的多個圖像的收集工序； 從上述多個圖像中的至少一個圖像中選擇圖像內(nèi)的各位置的像素值，并使用選擇的各位置的像素值生成混合圖像的生成工序。
全文摘要
本發(fā)明提供一種能夠收集恰當?shù)孛枥L出流體的圖像的磁共振成像裝置以及磁共振成像方法。其中，實施方式涉及的磁共振成像裝置具備收集部與生成部。上述收集部攝像被檢體內(nèi)的流體，收集攝像脈沖序列參數(shù)不同的多個圖像。上述生成部從上述多個圖像中的至少一個圖像中選擇圖像內(nèi)的各位置的像素值，使用所選擇的各位置的像素值生成混合圖像。
文檔編號A61B5/055GK102370484SQ20111024194
公開日2012年3月14日 申請日期2011年8月23日 優(yōu)先權(quán)日2010年8月23日
發(fā)明者A·惠頓 申請人:東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會社, 株式會社東芝