專利名稱：磁共振成像方法及裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種通過對(duì)受檢體的需要的攝像區(qū)域進(jìn)行攝像而圖像化的磁共振成像方法及裝置。特別是涉及當(dāng)采用施加預(yù)飽和脈沖的脈沖序列與受檢體的體動(dòng)同步進(jìn)行攝像時(shí)、使回波信號(hào)強(qiáng)度的分散降低的技術(shù)。
背景技術(shù)：
在磁共振成像裝置中，利用Gd-DTPA等造影劑聚集在壞死、梗塞狀態(tài)的心肌的性質(zhì)，進(jìn)行通過T1加權(quán)攝像提取上述心肌作為高信號(hào)區(qū)域的延遲造影攝像。
該延遲造影攝像的一般的磁場(chǎng)施加過程(脈沖序列，以下簡(jiǎn)稱序列)如下所述。即，患者在屏息下與心電圖R波同步，從R波開始經(jīng)過等待時(shí)間TD(第1等待時(shí)間)后，實(shí)行對(duì)層面(slice)非選擇性施加180度反轉(zhuǎn)脈沖的反轉(zhuǎn)恢復(fù)(Inversion Recovery)序列作為預(yù)飽和序列；接下來，在等待時(shí)間TI(第2等待時(shí)間)后實(shí)行計(jì)測(cè)回波信號(hào)的信號(hào)計(jì)測(cè)序列。一般上，1次心臟搏動(dòng)計(jì)測(cè)約20個(gè)回波信號(hào)。它們反復(fù)10～20個(gè)心臟搏動(dòng)，一個(gè)層面攝像約15秒。
但是，已知在延遲造影攝像中，在圖像上產(chǎn)生來源于心室內(nèi)血液的偽影(artifact)。該偽影的原因如下所述。即，在靜磁場(chǎng)強(qiáng)度為1.5T的情況下，血液的縱向弛豫時(shí)間TI約為1500ms，與一般的心動(dòng)周期(700ms至1秒)相比時(shí)間較長(zhǎng)。在延遲造影攝像中，因?yàn)樵诿看涡呐K搏動(dòng)時(shí)實(shí)行反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列和信號(hào)計(jì)測(cè)序列，所以血液的縱向磁化在1次心動(dòng)期間內(nèi)沒有充分恢復(fù)。因此，在按每次心臟搏動(dòng)所計(jì)測(cè)的回波信號(hào)之間，其強(qiáng)度出現(xiàn)分散。其結(jié)果，在由這樣的回波信號(hào)重建的圖像上就會(huì)發(fā)生偽影。因?yàn)樾氖覂?nèi)的血液和心肌相互鄰接，所以在圖像上偽影與心肌重疊導(dǎo)致診斷能力降低。
作為防止上述偽影的方法，已知有(專利文獻(xiàn)1)中記載的技術(shù)。在該技術(shù)中，與心電圖R波同步，最初在規(guī)定層面上施加第1反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖。接下來，切入除上述規(guī)定層面以外的區(qū)域施加第2反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖。然后，以上述規(guī)定層面含有的區(qū)域?yàn)閷用嬗?jì)測(cè)回波信號(hào)。換言之，通過在一次心動(dòng)期間內(nèi)對(duì)飽和區(qū)域施加不同的反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖2次，防止了由心室內(nèi)血液引起的偽影。因此，記載有對(duì)于上述規(guī)定層面以外的血液，可以取得充分的抑制效果。
如上所述，在延遲造影攝像時(shí)，在圖像中產(chǎn)生來源于心室內(nèi)血液的偽影。但是，用(專利文獻(xiàn)1)所述的技術(shù)，對(duì)于規(guī)定層面中含有的血液，第2反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖不能達(dá)到其效果。因此，對(duì)由規(guī)定層面內(nèi)發(fā)出的回波信號(hào)強(qiáng)度的分散進(jìn)行抑制的效果變得不充分。其結(jié)果，不能完全抑制在圖像上產(chǎn)生的偽影。
專利文獻(xiàn)1特開2002-306450號(hào)公報(bào)發(fā)明內(nèi)容于是，本發(fā)明的目的在于，在使用施加預(yù)飽和脈沖的脈沖序列，與受檢體的體動(dòng)同步攝像時(shí)，通過降低回波信號(hào)強(qiáng)度的分散，防止圖像上發(fā)生偽影以改善圖像質(zhì)量。特別是，本發(fā)明的目的還在于，在延遲造影攝像中，對(duì)來自心室內(nèi)血液的由規(guī)定層面所發(fā)出的回波信號(hào)強(qiáng)度的分散進(jìn)行抑制，防止在圖像上發(fā)生偽影。
為了達(dá)成上述目的，本發(fā)明的磁共振成像方法由如下所述構(gòu)成。即，具有體動(dòng)信息獲取工序，其獲取上述受檢體的體動(dòng)信息的；縱向磁化調(diào)整工序，其與上述體動(dòng)信息同步，并反復(fù)實(shí)行用于將含有上述需要的攝像區(qū)域的區(qū)域的縱向磁化達(dá)到需要狀態(tài)的第1脈沖序列1次以上；計(jì)測(cè)工序，與上述體動(dòng)信息同步，并反復(fù)實(shí)行具有計(jì)測(cè)序列的第2脈沖序列1次以上，所述的計(jì)測(cè)序列是對(duì)用于攝像上述需要的攝像區(qū)域并圖像化的回波信號(hào)進(jìn)行計(jì)測(cè)；重建工序，使用通過上述計(jì)測(cè)工序所計(jì)測(cè)的回波信號(hào)重建上述圖像并顯示；其中，上述第1脈沖序列具有以規(guī)定的角度對(duì)包含上述需要的攝像區(qū)域的區(qū)域的縱向磁化進(jìn)行激發(fā)的調(diào)整脈沖，上述第2脈沖序列具有使上述需要的攝像區(qū)域的縱向磁化反轉(zhuǎn)180度的反轉(zhuǎn)脈沖。
特別是，上述縱向磁化調(diào)整工序在開始上述攝像時(shí)實(shí)行；上述計(jì)測(cè)工序在上述縱向磁化調(diào)整工序之后實(shí)行。另外，使上述調(diào)整脈沖激發(fā)角度為180度?；蛘撸股鲜稣{(diào)整脈沖的激發(fā)角度為90度以上180度以下。
由此，當(dāng)使用施加預(yù)飽和脈沖的序列進(jìn)行攝像時(shí)，可以降低回波信號(hào)強(qiáng)度的分散。其結(jié)果，可以防止在圖像上發(fā)生偽影。
本發(fā)明的磁共振成像方法的優(yōu)選實(shí)施方式是，上述體動(dòng)信息獲取工序檢測(cè)出上述受檢體的心電圖波形和其R波，上述第1和第2脈沖序列是在每次心臟搏動(dòng)時(shí)，在檢測(cè)出上述R波之后經(jīng)過第1等待時(shí)間后實(shí)行。特別是，上述第2脈沖序列是從上述反轉(zhuǎn)脈沖開始經(jīng)過第2等待時(shí)間后實(shí)行上述計(jì)測(cè)序列。
由此，即使在與心電圖R波同步攝像時(shí)，可以降低回波信號(hào)強(qiáng)度的分散，防止在圖像上發(fā)生偽影。特別是，與使用反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列進(jìn)行攝像的情況也相同。
另外，本發(fā)明的磁共振成像方法的優(yōu)選實(shí)施方式是，在上述縱向磁化調(diào)整工序之前，具有向上述受檢體給予造影劑的造影劑給予工序；上述縱向磁化調(diào)整工序是從上述造影劑給予工序開始經(jīng)過規(guī)定的待機(jī)時(shí)間之后被實(shí)行的。
由此，即使在延遲造影攝像中，可以降低回波信號(hào)強(qiáng)度的分散，防止在圖像上發(fā)生的偽影。
另外，本發(fā)明的磁共振成像方法的優(yōu)選實(shí)施方式是，當(dāng)上述體動(dòng)為周期性時(shí)，上述體動(dòng)信息獲取工序檢測(cè)出上述周期的變化；上述縱向磁化調(diào)整工序在檢測(cè)出上述周期的變化后即刻被插入到正在實(shí)行的上述計(jì)測(cè)工序而實(shí)行。特別是，與上述周期變化以心律不齊為基礎(chǔ)的情況相同。
由此，即使在體動(dòng)的周期發(fā)生變化時(shí)，也可以降低回波信號(hào)強(qiáng)度的分散，防止圖像上發(fā)生偽影。
另外，本發(fā)明的磁共振成像方法的優(yōu)選實(shí)施方式是，上述體動(dòng)信息檢測(cè)工序檢測(cè)出上述需要的攝像區(qū)域的位置或變位，上述縱向磁化調(diào)整工序在上述位置來到規(guī)定的位置時(shí)，或者在上述變位成為需要的范圍時(shí)，被插入到實(shí)行中的上述計(jì)測(cè)工序中而實(shí)行。特別是，上述體動(dòng)信息檢測(cè)工序檢測(cè)出反映上述需要的攝像區(qū)域的位置或變位信息的導(dǎo)航回波。
由此，即使在通過體動(dòng)使需要的攝影區(qū)域發(fā)生變位的情況下，也可以降低回波信號(hào)強(qiáng)度的分散，防止圖像上發(fā)生偽影。
另外，本發(fā)明的磁共振成像方法的優(yōu)選實(shí)施方式是，上述調(diào)整脈沖的激發(fā)角度可以根據(jù)每次心臟搏動(dòng)進(jìn)行變更。
由此，可以對(duì)應(yīng)心動(dòng)周期，更加迅捷且靈活地調(diào)整縱向磁化。
另外，本發(fā)明的磁共振成像方法的優(yōu)選實(shí)施方式是，在上述調(diào)整脈沖后，實(shí)行與上述計(jì)測(cè)序列相同的模擬計(jì)測(cè)序列。此外，根據(jù)由上述模擬計(jì)測(cè)序列所計(jì)測(cè)的上述回波信號(hào)來決定上述第1脈沖序列的反復(fù)次數(shù)。
由此，通過使第1脈沖序列和第2脈沖序列一樣，可以使由第1脈沖序列調(diào)整的縱向磁化順利地被接續(xù)到第2脈沖序列。進(jìn)而，可以對(duì)應(yīng)于縱向磁化狀態(tài)來決定第1脈沖序列的反復(fù)次數(shù)。
另外，本發(fā)明的磁共振成像方法的優(yōu)選實(shí)施方式是，上述計(jì)測(cè)序列在該計(jì)測(cè)序列的實(shí)行之前，實(shí)行與該計(jì)測(cè)序列相同的空計(jì)測(cè)序列。
由此，因?yàn)橛?jì)測(cè)前的回波信號(hào)強(qiáng)度穩(wěn)定，所以可以進(jìn)一步降低回波信號(hào)強(qiáng)度的分散，進(jìn)一步防止在圖像上發(fā)生偽影。
另外，本發(fā)明的磁共振成像方法的優(yōu)選實(shí)施方式是，上述縱向磁化調(diào)整工序在攝像開始時(shí)和上述周期變化后馬上分別使被實(shí)行的上述第1脈沖序列的反復(fù)次數(shù)不同?；蛘呤股鲜稣{(diào)整脈沖的激發(fā)角度不同。
由此，對(duì)應(yīng)實(shí)行第1脈沖序列的狀況，可以靈活地進(jìn)行縱向磁化的調(diào)整。
另外，為了達(dá)成上述目的，本發(fā)明的磁共振成像裝置由如下構(gòu)成。即，磁共振成像裝置具備如下機(jī)構(gòu)對(duì)受檢體施加靜磁場(chǎng)的靜磁場(chǎng)發(fā)生機(jī)構(gòu)，對(duì)上述受檢體施加層面方向、相位編碼方向和頻率編碼方向的梯度磁場(chǎng)的梯度磁場(chǎng)發(fā)生機(jī)構(gòu)，對(duì)上述受檢體內(nèi)的原子核自旋照射引起核磁共振的高頻磁場(chǎng)脈沖的高頻磁場(chǎng)發(fā)送機(jī)構(gòu)，接收由核磁共振發(fā)射的回波信號(hào)的回波信號(hào)接收機(jī)構(gòu)，使用上述回波信號(hào)進(jìn)行圖像重建演算的信號(hào)處理機(jī)構(gòu)，檢測(cè)出上述受檢體的狀態(tài)并輸出反映該狀態(tài)的信息的受檢體狀態(tài)檢測(cè)機(jī)構(gòu)，對(duì)應(yīng)上述受檢體狀態(tài)對(duì)用于接收上述回波信號(hào)的脈沖序列進(jìn)行控制的脈沖序列控制機(jī)構(gòu)；其中，與來自上述受檢體狀態(tài)檢測(cè)機(jī)構(gòu)的信息同步并對(duì)上述受檢體的需要的攝像區(qū)域進(jìn)行攝像的上述脈沖序列，是由對(duì)含有該需要的攝像區(qū)域的區(qū)域進(jìn)行縱向磁化調(diào)整的第1脈沖序列、和隨后接著實(shí)行的對(duì)來自上述需要的攝像區(qū)域的回波信號(hào)進(jìn)行計(jì)測(cè)的第2脈沖序列構(gòu)成；上述第1脈沖序列具有以規(guī)定角度激發(fā)含有上述需要的攝像區(qū)域的區(qū)域進(jìn)行縱向磁化的調(diào)整脈沖，上述第2脈沖序列具有對(duì)上述需要的攝像區(qū)域的縱向磁化進(jìn)行180度反轉(zhuǎn)的反轉(zhuǎn)脈沖。
由此，當(dāng)采用施加預(yù)飽和脈沖的序列進(jìn)行攝像時(shí)，可以降低回波信號(hào)的分散。其結(jié)果，可以防止在圖像上發(fā)生偽影。
本發(fā)明的磁共振成像裝置的優(yōu)選實(shí)施方式是，上述受檢體狀態(tài)檢測(cè)機(jī)構(gòu)中具有把上述受檢體的心電波形或脈搏波形變換成電子信號(hào)而輸出的機(jī)構(gòu)，上述脈沖序列控制機(jī)構(gòu)使上述第1脈沖序列和上述第2脈沖序列同步于上述電子信號(hào)，在每次心臟搏動(dòng)分別反復(fù)規(guī)定次數(shù)。
由此，即使當(dāng)與心電圖R波同步進(jìn)行攝像時(shí)，也可以降低回波信號(hào)強(qiáng)度的分散，防止在圖像上發(fā)生的偽影。
另外，本發(fā)明的磁共振成像裝置的優(yōu)選實(shí)施方式是，上述脈沖序列具有對(duì)反映上述需要的攝像區(qū)域的位置或者變位信息的導(dǎo)航回波進(jìn)行計(jì)測(cè)的脈沖序列，上述受檢體狀態(tài)檢測(cè)機(jī)構(gòu)從上述導(dǎo)航回波檢測(cè)出上述需要的攝像區(qū)域的位置或者變位，上述脈沖序列控制機(jī)構(gòu)是當(dāng)上述位置到達(dá)規(guī)定位置時(shí)，或者當(dāng)上述變位達(dá)到需要的范圍時(shí)，將上述第1脈沖序列插入到正在實(shí)行的第2脈沖序列中而實(shí)行。
由此，即使當(dāng)通過體動(dòng)使需要的攝像區(qū)域發(fā)生變位時(shí)，也可以降低回波信號(hào)強(qiáng)度的分散，防止在圖像上發(fā)生的偽影。


圖1是表示(a)僅由反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列IR，(b)由反轉(zhuǎn)恢復(fù)序列IR和信號(hào)計(jì)測(cè)序列Acq構(gòu)成攝像開始時(shí)的空心臟搏動(dòng)序列的實(shí)施例的圖。
圖2是表示(a)僅由飽和恢復(fù)序列SR，(b)由飽和恢復(fù)序列SR和信號(hào)計(jì)測(cè)序列Acq構(gòu)成攝像開始時(shí)的空心臟搏動(dòng)序列的實(shí)施例的圖。
圖3是表示(a)僅由飽和恢復(fù)序列SR構(gòu)成剛剛發(fā)生心律不齊之后的空心臟搏動(dòng)序列的、(b)由飽和恢復(fù)序列IR和信號(hào)計(jì)測(cè)序列Acq構(gòu)成剛剛發(fā)生心律不齊之后的空心臟搏動(dòng)序列的實(shí)施例的圖。
圖4是表示延遲造影攝像序列的實(shí)施例的圖。
圖5是表示(a)僅由計(jì)測(cè)序列，(b)由空計(jì)測(cè)序列和計(jì)測(cè)序列構(gòu)成信號(hào)計(jì)測(cè)序列的實(shí)施例的圖，(c)是表示縱向磁化的變化的圖。
圖6是表示橫膈導(dǎo)航的一例的圖。(a)是表示受檢體的各組織和層面斷面與橫膈導(dǎo)航激發(fā)區(qū)域的位置關(guān)系的圖，(b)從與橫膈正交的層面斷面來看，從基于90度脈沖的激發(fā)區(qū)域和基于180度脈沖的激發(fā)區(qū)域交差的菱形柱狀區(qū)域發(fā)生導(dǎo)航回波信號(hào)的圖。
圖7是表示采用橫膈導(dǎo)航序列的體動(dòng)檢測(cè)的實(shí)施例的圖。(a)是表示橫膈導(dǎo)航序列的一例的圖，(b)是表示在本計(jì)測(cè)序列中插入橫膈導(dǎo)航序列的一例的圖。
圖8是表示應(yīng)用本發(fā)明的MRI裝置的優(yōu)選構(gòu)成例的圖。
圖9是表示梯度回波序列的一例的示意圖。
具體實(shí)施例方式
下面，以圖為基礎(chǔ)說明本發(fā)明的實(shí)施方式。其中，在用于說明發(fā)明的實(shí)施方式的所有圖中，對(duì)具有相同功能的構(gòu)件賦予相同符號(hào)，省略反復(fù)對(duì)其說明。
圖8是表示應(yīng)用本發(fā)明的磁共振成像(以下稱作MRI)裝置的優(yōu)選構(gòu)成例的示意圖。801是發(fā)生靜磁場(chǎng)的磁石；802是患者等受檢體；803是載置受檢體802的床；804是對(duì)受檢體802照射高頻磁場(chǎng)同時(shí)檢測(cè)出來自受檢體802的回波信號(hào)的高頻磁場(chǎng)線圈(兼有發(fā)射高頻磁場(chǎng)的發(fā)送和回波信號(hào)的接收的功能)；805、806、807分別是用于在X方向、Y方向和Z方向的任意方向發(fā)生層面選擇、相位編碼、頻率編碼中任意一種的梯度磁場(chǎng)的梯度磁場(chǎng)發(fā)生線圈。808是用于向高頻磁場(chǎng)線圈804供給電源的高頻磁場(chǎng)電源，809、810、811分別是用于向上述各個(gè)梯度磁場(chǎng)發(fā)生線圈805、806、807供給電流的梯度磁場(chǎng)電源。816是序列發(fā)生器，向梯度磁場(chǎng)電源809、810、811，高頻磁場(chǎng)電源808，合成器812，調(diào)制裝置813、放大器814、接收器815等周邊裝置發(fā)送命令進(jìn)行控制MRI裝置的運(yùn)行控制。817是儲(chǔ)存攝像條件等數(shù)據(jù)的存儲(chǔ)介質(zhì)。818為計(jì)算機(jī)，參照從接收器815輸入的回波信號(hào)和存儲(chǔ)介質(zhì)817內(nèi)的數(shù)據(jù)進(jìn)行圖像重建。819是顯示由計(jì)算機(jī)818進(jìn)行的圖像重建結(jié)果的顯示器。812是作為受檢體狀態(tài)檢測(cè)機(jī)構(gòu)在受檢體802上所安裝的ECG(心電圖)探頭，820是檢測(cè)出來自ECG探頭821的心電波形并送到序列發(fā)生器816的心電波形檢測(cè)器。
接著，說明一例采用圖8所示的MRI裝置對(duì)受檢體802進(jìn)行攝像時(shí)的運(yùn)行步驟。根據(jù)操作者所指定的攝像條件，序列發(fā)生器816按照規(guī)定的序列向梯度磁場(chǎng)電源809～811發(fā)送命令，通過梯度磁場(chǎng)線圈805～807發(fā)生各個(gè)方向的梯度磁場(chǎng)。與此同時(shí)，序列發(fā)生器816向合成器812、調(diào)制裝置813發(fā)送命令，生成高頻磁場(chǎng)波形，通過高頻磁場(chǎng)電源808所放大的高頻磁場(chǎng)(以下稱作RF脈沖)由高頻磁場(chǎng)線圈804產(chǎn)生，然后對(duì)受檢體802進(jìn)行照射。由受檢體802所產(chǎn)生的回波信號(hào)通過高頻磁場(chǎng)線圈804接收后，由放大器814進(jìn)行放大，由接收器815進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換和檢波。就成為檢波的基準(zhǔn)的中心頻率而言，因?yàn)樵诖鎯?chǔ)介質(zhì)817中保持有事先計(jì)測(cè)的值，所以通過序列發(fā)生器816讀出來并設(shè)在接收器815中。檢波后的回波信號(hào)被輸送到計(jì)算機(jī)818中并應(yīng)用圖像重建處理。圖像重建等的結(jié)果被顯示在顯示器819上。另外，序列發(fā)生器816與來自心電波形檢測(cè)器820的心電波形同步并控制序列的實(shí)行。
第1實(shí)施方式接下來說明本發(fā)明的第1實(shí)施方式。本實(shí)施方式是指當(dāng)采用施加預(yù)飽和脈沖的序列進(jìn)行攝像時(shí)，在攝像開始時(shí)，對(duì)含有受檢體的需要的攝像區(qū)域的區(qū)域的縱向磁化進(jìn)行調(diào)整的第1脈沖序列，是在對(duì)來自上述需要的攝像區(qū)域的回波信號(hào)進(jìn)行計(jì)測(cè)的第2脈沖序列之前實(shí)行的方式。
下面，以在延遲造影攝像中應(yīng)用本實(shí)施方式的情況為例說明本實(shí)施方式的內(nèi)容。
最初，根據(jù)如圖4所示的序列，對(duì)采用上述的MRI裝置進(jìn)行的延遲造影攝像的概要進(jìn)行說明。該序列是第2脈沖序列的一例，以下稱作本計(jì)測(cè)序列。不過，本發(fā)明不限于該本計(jì)測(cè)序列。
首先，對(duì)受檢體注入GD-DTPA等T1縮短型造影劑后等待規(guī)定時(shí)間。該規(guī)定時(shí)間是指例如當(dāng)延遲造影攝像時(shí)，從造影劑蓄積在梗塞的心肌而使來自梗塞心肌的回波信號(hào)形成高信號(hào)的間隔時(shí)間，一般稱作延遲時(shí)間。經(jīng)過該規(guī)定時(shí)間后開始進(jìn)行本計(jì)測(cè)序列105。在該本計(jì)測(cè)序列105中，在患者屏住呼吸的情況下，與心電圖R波(來自心電圖波形檢測(cè)器820的電信號(hào))同步，從R波101開始經(jīng)過等待時(shí)間TD后，對(duì)含有作為需要的攝像區(qū)域的層面的區(qū)域，最初實(shí)行向?qū)用娣沁x擇性施加180度反轉(zhuǎn)脈沖102的反轉(zhuǎn)恢復(fù)(以下稱作IR)序列作為預(yù)飽和序列。接下來，在等待時(shí)間TI后，對(duì)由作為需要的攝像區(qū)域的層面發(fā)出的回波信號(hào)進(jìn)行計(jì)測(cè)的信號(hào)計(jì)測(cè)(以下稱作Acq)序列103在Tacq期間被實(shí)行。通常，每1次心臟搏動(dòng)可以計(jì)測(cè)約20個(gè)回波信號(hào)。這些序列反復(fù)10～20個(gè)心臟搏動(dòng)，每個(gè)層面進(jìn)行攝像約用15秒。
Acq序列包括僅實(shí)行對(duì)回波信號(hào)進(jìn)行計(jì)測(cè)的計(jì)測(cè)序列501的情況(圖5(a))，和實(shí)行空計(jì)測(cè)序列502使回波信號(hào)穩(wěn)定，然后實(shí)行對(duì)回波信號(hào)進(jìn)行計(jì)測(cè)的計(jì)測(cè)序列501的情況(圖5(b))。因此，空計(jì)測(cè)序列是具有以下2個(gè)特征的序列。
(a)實(shí)行與計(jì)測(cè)序列501相同的序列。
(b)不計(jì)測(cè)回波信號(hào)，或者即使計(jì)測(cè)回波信號(hào)也不在圖像重建時(shí)使用。
如上所述，本計(jì)測(cè)序列105是由IR序列102和Acq序列103構(gòu)成。進(jìn)而，Acq103包括僅由計(jì)測(cè)序列105構(gòu)成的情況、和由空計(jì)測(cè)序列502與計(jì)測(cè)序列501構(gòu)成的情況。
作為計(jì)測(cè)回波信號(hào)的計(jì)測(cè)序列501，多采用以SSFP型的梯度回波法為基礎(chǔ)的序列(以下稱作梯度回波序列)。該序列是用比縱向弛豫時(shí)間T1和橫向弛豫時(shí)間T2更短的反復(fù)時(shí)間TR，對(duì)需要的攝像區(qū)域連續(xù)施加RF脈沖。由此，攝像區(qū)域的磁化達(dá)到穩(wěn)態(tài)即穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動(dòng)(Steady State FreePrecessionSSFP)狀態(tài)，該穩(wěn)態(tài)中的磁化狀態(tài)由回波信號(hào)所反映并被測(cè)定，由此可以對(duì)攝像區(qū)域進(jìn)行高速攝像。當(dāng)獲取2維斷層圖像時(shí)，作為攝像區(qū)域，數(shù)mm程度的薄片狀區(qū)域通過RF脈沖被激發(fā)。圖9表示梯度回波序列的一例。
如圖9所示，對(duì)配置于靜磁場(chǎng)中的受檢體的例如心臟，施加層面選擇梯度磁場(chǎng)911，同時(shí)施加翻轉(zhuǎn)角為α(例如為45°)的RF脈沖912，在層面內(nèi)誘發(fā)產(chǎn)生核磁共振現(xiàn)象。
對(duì)誘發(fā)核磁共振現(xiàn)象的層面施加相位編碼梯度磁場(chǎng)913。當(dāng)對(duì)層面施加相位編碼梯度磁場(chǎng)913時(shí)，在頻率編碼方向上施加散相(デイフエ一ズ)脈沖914。由此，在頻率編碼方向上擴(kuò)大原子核自旋間的相位差。
然后，在施加頻率編碼梯度磁場(chǎng)915的同時(shí)，在A/D采樣間隔916期間接收回波信號(hào)917(例如由128、256、512、1024個(gè)等采樣數(shù)據(jù)構(gòu)成的時(shí)間系列信號(hào))。
在接收回波信號(hào)917后，對(duì)層面施加相位編碼梯度磁場(chǎng)913、逆極性的相位編碼梯度磁場(chǎng)918、用頻率編碼梯度磁場(chǎng)915的逆極性且施加1/2量(梯度磁場(chǎng)波形和時(shí)間軸所圍的面積)的相位重聚(リフエ一ズ)梯度磁場(chǎng)919。由此，消除原子核自旋間的相位差。
然后施加翻轉(zhuǎn)角為-α(例如為-45°)的RF脈沖910。這里，從施加翻轉(zhuǎn)角α的RF脈沖912時(shí)開始到施加翻轉(zhuǎn)角為-α的RF脈沖910時(shí)為止的時(shí)間稱作反復(fù)時(shí)間TR。在該反復(fù)時(shí)間TR內(nèi)，對(duì)層面連續(xù)施加RF脈沖，改變相位編碼梯度磁場(chǎng)913和逆極性的相位編碼梯度磁場(chǎng)918的振幅并施加，由此計(jì)測(cè)圖像重建所必須的數(shù)(例如128、256、512等)的回波信號(hào)917。
接下來，根據(jù)圖1及圖2，對(duì)在上述的延遲造影攝像開始時(shí)應(yīng)用本發(fā)明的第1實(shí)施方式的第1實(shí)施例進(jìn)行說明。就延遲造影攝像開始時(shí)而言，作為偽影的原因的回波信號(hào)強(qiáng)度的分散很大。本實(shí)施例為了降低這種回波信號(hào)強(qiáng)度的分散，在上述本計(jì)測(cè)序列(第2脈沖序列)之前，進(jìn)行對(duì)含有需要的攝像區(qū)域的區(qū)域進(jìn)行縱向磁化調(diào)整的第1脈沖序列，即只以規(guī)定的心率單獨(dú)施加作為調(diào)整脈沖的高頻磁場(chǎng)，或者只以規(guī)定的心率施加高頻磁場(chǎng)和梯度磁場(chǎng)。該第1脈沖序列定義為空心臟搏動(dòng)序列，將實(shí)行空心臟搏動(dòng)序列的心率定義為空心率，與本計(jì)測(cè)序列進(jìn)行區(qū)別。下面具體說明空心臟搏動(dòng)序列。
圖1表示空心臟搏動(dòng)序列的一例?？招穆蕿閺男呐K搏動(dòng)1(101-1)～心臟搏動(dòng)3(101-3)為止的3次心臟搏動(dòng)。不過，不僅限于3次心臟搏動(dòng)，可以根據(jù)心肌的T1值增減空次數(shù)。圖1(a)為一例僅僅用由作為縱向磁化調(diào)整脈沖的預(yù)飽和脈沖的IR1(102-1)～I(xiàn)R3(102-3)所構(gòu)成的IR序列構(gòu)成空心臟搏動(dòng)104。另外，圖1(b)是一例用由IR1(102-1)～I(xiàn)R3(102-3)所構(gòu)成的IR序列和由作為模擬計(jì)測(cè)序列的Acq1(103-1)～Acq3(103-3)所構(gòu)成的Acq序列的兩種序列構(gòu)成空心臟搏動(dòng)序列104。任何心臟搏動(dòng)4以后，在圖像重建時(shí)均使用通過僅由Acq序列構(gòu)成的本計(jì)測(cè)序列105所計(jì)測(cè)的回波信號(hào)。
不過，在圖1(b)所示的模擬計(jì)測(cè)序列Acq1(103-1)～Acq3(103-3)中，不計(jì)測(cè)回波信號(hào)或者在圖像重建時(shí)不使用所計(jì)測(cè)的回波信號(hào)。作為在圖像重建時(shí)不使用所計(jì)測(cè)的回波信號(hào)的例子，可以舉出消除該已計(jì)測(cè)的回波信號(hào)的例子，或者用后來計(jì)測(cè)的回波信號(hào)更新該已計(jì)測(cè)的回波信號(hào)的例子。
采用這樣的模擬計(jì)測(cè)序列，使第1脈沖序列與第2脈沖序列一樣，由此可以使由第1脈沖序列調(diào)整的縱向磁化平穩(wěn)地接續(xù)到第2脈沖序列。
或者，當(dāng)用空心臟搏動(dòng)序列104中的Acq序列來計(jì)測(cè)回波信號(hào)時(shí)，從該回波信號(hào)強(qiáng)度求出縱向磁化的狀態(tài)，由此可以決定空心率。例如，當(dāng)判定縱向磁化沒有會(huì)聚成需要的狀態(tài)時(shí)，增加空心率繼續(xù)空心臟搏動(dòng)序列104。相反，當(dāng)判定縱向磁化已會(huì)聚成需要的狀態(tài)時(shí)，停止空心臟搏動(dòng)序列104，移行到本計(jì)測(cè)序列105。
其中，空心臟搏動(dòng)序列104中的Acq序列與本計(jì)測(cè)序列105中Acq一樣，可以任意采用如圖5(a)所示的僅由計(jì)測(cè)序列105構(gòu)成的情況、和如圖5(b)所示的由空計(jì)測(cè)序列502和計(jì)測(cè)序列501構(gòu)成的情況。該空計(jì)測(cè)序列502是與計(jì)測(cè)序列501相同的序列，但還是不計(jì)測(cè)回波信號(hào)或者在圖像重建時(shí)不使用已計(jì)測(cè)的回波信號(hào)的序列。這與以后說明的其他實(shí)施方式相同。
在這里，關(guān)于通過IR序列的空(empty)與通過空計(jì)測(cè)序列的空之間的差異，以圖5(c)為基礎(chǔ)進(jìn)行說明。通過IR序列時(shí)的IR脈沖使縱向磁化翻轉(zhuǎn)180度，然后縱向磁化按照時(shí)間常量T1恢復(fù)。接著，通過空計(jì)測(cè)序列時(shí)的RF脈沖，反復(fù)進(jìn)行下述過程，即縱向磁化連續(xù)歪斜規(guī)定角度再按照時(shí)間常量T1恢復(fù)。通過本發(fā)明中的IR序列的空時(shí)的IR脈沖的目的在于，使本計(jì)測(cè)序列中的IR脈沖施加時(shí)的縱向磁化的大小一致(后述的飽和恢復(fù)脈沖也是同樣的目的)。另一方面，空計(jì)測(cè)序列時(shí)的RF脈沖的目的在于，使回波信號(hào)計(jì)測(cè)時(shí)的縱向磁化的大小抑制。縱向磁化的大小如果相同，回波信號(hào)計(jì)測(cè)時(shí)的信號(hào)強(qiáng)度相同，所以不發(fā)生偽影。
然后，以圖2為基礎(chǔ)說明第2實(shí)施例。圖1所示的第1實(shí)施例是應(yīng)用采用了180度反轉(zhuǎn)脈沖的IR序列作為空心臟搏動(dòng)序列的例子，與此相對(duì)，圖2所示的第2實(shí)施例是應(yīng)用層面非選擇性且核磁化的反轉(zhuǎn)角度為90度以上180度以下的飽和恢復(fù)(以下稱為SR)序列的例子。其他部分和上述的第1實(shí)施例一樣，所以省略相同部分的說明。
SR角度可以在每次心臟搏動(dòng)進(jìn)行變更，或者可以應(yīng)用一定的值。圖2是在心臟搏動(dòng)是激發(fā)角度變大的例子?？招穆蕿閺男呐K搏動(dòng)1(101-1)～心臟搏動(dòng)3(101-3)為止的3次心臟搏動(dòng)。圖2(a)是表示只用由作為縱向磁化調(diào)整脈沖的SR1(201-1)～SR3(201-3)構(gòu)成的SR序列構(gòu)成空心臟搏動(dòng)序列104的例子。另外，圖2(b)是表示用由SR1(201-1)～SR3(201-3)構(gòu)成的SR序列和由Acq1(103-1)～Acq3(103-3)構(gòu)成的Acq序列2種序列構(gòu)成空心臟搏動(dòng)序列104的例子。任何用僅由心臟搏動(dòng)4以后的Acq序列構(gòu)成的本計(jì)測(cè)序列105所計(jì)測(cè)的回波信號(hào)，都被用于圖像重建，這一點(diǎn)與圖1所示的第1實(shí)施例相同。
通過采用SR序列，與采用IR序列相比可以更快且靈活地調(diào)整縱向磁化。其結(jié)果，可以更有效地防止圖像上發(fā)生偽影。
通過使用SR序列，與使用IR序列的情況相比，能夠更迅速且靈活地調(diào)整縱向磁化。其結(jié)果，可以更有效地防止在圖像上產(chǎn)生的偽影。
如上述說明，通過本發(fā)明的第1實(shí)施方式，當(dāng)采用施加預(yù)飽和脈沖的序列進(jìn)行攝像時(shí)，在攝像開始時(shí)，在從需要的攝像區(qū)域計(jì)測(cè)用于圖像重建的回波信號(hào)的第2脈沖序列之前，通過實(shí)行對(duì)含有需要的攝像區(qū)域的區(qū)域調(diào)整縱向磁化的第1脈沖序列，可以降低回波信號(hào)強(qiáng)度的分散。其結(jié)果，可以發(fā)生在圖像上發(fā)生偽影。特別是在延遲造影攝像種，當(dāng)與心電圖R波同步進(jìn)行梗塞心肌的攝像時(shí)，因?yàn)榭梢越档蛠碜詳z像層面的回波信號(hào)強(qiáng)度的分散，所以能夠因高質(zhì)圖像而達(dá)到通過診斷能力的目的。
第2實(shí)施方式接下來說明本發(fā)明的第2實(shí)施方式。上述第1實(shí)施方式是，在攝像開始時(shí)，應(yīng)用第1脈沖序列來降低作為偽影的原因的回波信號(hào)強(qiáng)度的分散的方式，但是在受檢體的周期性體動(dòng)的周期發(fā)生變化時(shí)，也會(huì)發(fā)生回波信號(hào)強(qiáng)度的分散。于是，第2實(shí)施方式是，在受檢體的周期性體動(dòng)的周期發(fā)生變化后，馬上把對(duì)含有受檢體的需要的攝像區(qū)域的區(qū)域進(jìn)行縱向磁化調(diào)整的第1脈沖序列，插入到對(duì)來自上述需要的攝像區(qū)域的回波信號(hào)進(jìn)行計(jì)測(cè)的第2脈沖序列并實(shí)行的方式。
作為周期性體動(dòng)的周期發(fā)生變化的例子，以圖3為基礎(chǔ)說明已假設(shè)心律不齊的本實(shí)施方式的一個(gè)實(shí)施例。在這里，就是否為心律不齊的判斷而言，例如事先在心動(dòng)周期的上下限分別設(shè)定閾值，通過該閾值與心動(dòng)周期長(zhǎng)短的比較，使判斷成為可能。
圖3(a)和圖3(b)都是指由于心律不齊(心臟搏動(dòng)101-n)而使心臟搏動(dòng)101-n-1和心臟搏動(dòng)101-n之間的時(shí)間間隔縮短。在本計(jì)測(cè)序列150-1實(shí)行中，當(dāng)檢測(cè)出作為心律不齊的心臟搏動(dòng)101-n時(shí)，在該心臟搏動(dòng)101-n后馬上插入空心臟搏動(dòng)序列104并實(shí)行。在該空心臟搏動(dòng)序列104中，空心率是指心臟搏動(dòng)101-n和心臟搏動(dòng)101-n+1這2次。當(dāng)空心臟搏動(dòng)序列104結(jié)束時(shí)，作為本計(jì)測(cè)序列105-1的接續(xù)，從心臟搏動(dòng)101-n+2開始實(shí)行本計(jì)測(cè)序列105-2。
其中，使血液的縱向磁化的大小一致所必要的空心率數(shù)依賴于靜磁場(chǎng)強(qiáng)度。因此，在每個(gè)MRI裝置中預(yù)先導(dǎo)出防止發(fā)生偽影的空心率的下限值，將該下限值以上的次數(shù)作為空心率而應(yīng)用。
圖3(a)是表示只用由SR1(201-1)和SR2(201-2)構(gòu)成的SR序列構(gòu)成空心臟搏動(dòng)序列104的例子。另外，圖3(b)是表示用由IRn(102-n)和IRn+1(102-n+1)構(gòu)成的IR序列、與由Acq.n-3(103-n-3)和Acq.n-2(103-n-2)構(gòu)成的Acq序列這兩種序列構(gòu)成空心臟搏動(dòng)序列104的例子。另外，在空心臟搏動(dòng)序列104的Acq序列中，不計(jì)測(cè)回波信號(hào)或者即使計(jì)測(cè)回波信號(hào)也不在圖像重建時(shí)使用，這一點(diǎn)與圖1及圖2所說明的第1實(shí)施方式的各實(shí)施例相同。
另外，用攝像開始時(shí)的空心臟搏動(dòng)序列和剛剛心律不齊后的空心臟搏動(dòng)序列，可以使空心率和空心臟搏動(dòng)序列的構(gòu)成不同。例如，作為攝像開始時(shí)的空心臟搏動(dòng)序列，在空心率為3次期間實(shí)行由IR序列和Acq序列所構(gòu)成的空心臟搏動(dòng)序列；作為剛剛心律不齊后的空心臟搏動(dòng)序列，可以在空心率為2次的期間實(shí)行僅由SR序列構(gòu)成的空心臟搏動(dòng)序列。這樣，對(duì)應(yīng)實(shí)行第1脈沖序列的狀況，可以靈活地進(jìn)行縱向磁化的調(diào)整。
更進(jìn)一步說，除了如上述實(shí)施例那樣顯著縮短心動(dòng)周期的情況以外，即使在心動(dòng)周期顯著延長(zhǎng)的情況下，也可以通過在心律不齊后馬上實(shí)行空心臟搏動(dòng)序列，抑制由回波信號(hào)強(qiáng)度的分散引起的偽影。
如上述說明，通過本發(fā)明的第2實(shí)施方式，在受檢體的周期性體動(dòng)的周期發(fā)生變化后，馬上把對(duì)含有受檢體的需要的攝像區(qū)域的區(qū)域進(jìn)行縱向磁化調(diào)整的第1脈沖序列插入到對(duì)來自上述需要的攝像區(qū)域的回波信號(hào)進(jìn)行計(jì)測(cè)的第2脈沖序列中并實(shí)行，由此可以抑制回波信號(hào)強(qiáng)度的突發(fā)性分散。其結(jié)果，可以防止在圖像上發(fā)生偽影。特別是在與心電圖R波同步的攝像中發(fā)生心律不齊時(shí)，可以抑制回波信號(hào)強(qiáng)度的突發(fā)性分散，改善圖像質(zhì)量。
第3實(shí)施方式接下來說明本發(fā)明的第3實(shí)施方式。本實(shí)施方式是，在通過受檢體的體動(dòng)暫時(shí)移動(dòng)需要的攝像區(qū)域那樣的情況下，當(dāng)該需要的攝像區(qū)域返回到原來的位置時(shí)，把對(duì)含有需要的攝像區(qū)域的區(qū)域進(jìn)行縱向磁化調(diào)整的第1脈沖序列插入到對(duì)來自上述需要的攝像區(qū)域的回波信號(hào)進(jìn)行計(jì)測(cè)的第2脈沖序列中并實(shí)行的方式。
作為通過周期性體動(dòng)變化需要的攝像區(qū)域的位置的例子，根據(jù)圖6、圖7對(duì)已假設(shè)呼吸活動(dòng)的本實(shí)施方式的一個(gè)實(shí)施例進(jìn)行說明。
當(dāng)受檢體屏氣困難時(shí)，要求在自由呼吸下進(jìn)行攝像。但在由呼吸下橫膈的上下連動(dòng)而導(dǎo)致心臟的位置發(fā)生變化。因此，有時(shí)在圖像上出現(xiàn)以呼吸活動(dòng)為基礎(chǔ)的偽影，導(dǎo)致圖像質(zhì)量劣質(zhì)化。
作為檢測(cè)出心臟位置或者位置偏移的技術(shù)之一，有橫膈導(dǎo)航(非專利文獻(xiàn)1)。圖6表示橫膈導(dǎo)航的激發(fā)區(qū)域的一例。圖6(a)是表示受檢體的各組織與層面斷面和橫膈導(dǎo)航激發(fā)區(qū)域的位置關(guān)系。另外，圖6(b)是表示從與橫膈正交的層面斷面來觀察，從基于90度脈沖的激發(fā)區(qū)域601和基于180度脈沖的激發(fā)區(qū)域602交差的菱形柱狀區(qū)域603產(chǎn)生回波信號(hào)(以下為導(dǎo)航回波信號(hào))。通過橫膈導(dǎo)航，可以直接檢測(cè)出橫膈的位置或位置偏移。其結(jié)果，可以間接檢測(cè)出心臟的位置或者位置偏移。
非專利文獻(xiàn)1美國(guó)專利4937526號(hào)公報(bào)圖7表示實(shí)現(xiàn)區(qū)域選擇性激發(fā)的橫膈導(dǎo)航序列的一例。在橫膈的位置使分別通過90度脈沖701和180度脈沖702這2個(gè)RF脈沖所激發(fā)的區(qū)域601、602相交叉，由該交叉區(qū)域603計(jì)測(cè)導(dǎo)航回波信號(hào)。因此，為了激發(fā)90度激發(fā)區(qū)域601，施加90度脈沖701作為第1RF脈沖，同時(shí)施加區(qū)域選擇梯度磁場(chǎng)703。然后，在頻率編碼方向上施加散相梯度磁場(chǎng)706。接著，從90度脈沖701開始經(jīng)過TE/2小時(shí)后，為了激發(fā)180度激發(fā)區(qū)域602，施加180度脈沖702作為第2RF脈沖，同時(shí)施加區(qū)域選擇性梯度磁場(chǎng)704。由此，從180度脈沖702開始經(jīng)過TE/2小時(shí)后，只從含有橫膈的交叉區(qū)域603產(chǎn)生自旋回波信號(hào)705，該回波信號(hào)作為導(dǎo)航回波信號(hào)，可以在施加頻率編碼梯度磁場(chǎng)707的狀態(tài)下被計(jì)測(cè)。
所計(jì)測(cè)的導(dǎo)航回波信號(hào)通過傅立葉變換而變換成投影圖像，分析該投影圖像，檢出橫膈的位置或者位置偏移。橫膈的位置或位置偏移成為反映心臟位置或位置偏移的間接指標(biāo)。
上述的橫膈導(dǎo)航序列710可以在自R波101至IR脈沖102之間的等待時(shí)間TD、或者自IR脈沖102至本計(jì)測(cè)序列105之間的等待時(shí)間TI、或者本計(jì)測(cè)序列105后的任意時(shí)間插入。圖7(b)是表示在自R波101至IR脈沖102之間的等待時(shí)間TD插入橫膈導(dǎo)航序列710的例子。
像上述那樣，采用橫膈導(dǎo)航序列710間接地檢測(cè)出心臟的位置或位置偏移。于是，當(dāng)心臟的位置到達(dá)規(guī)定位置時(shí)，或者心臟的位置偏移在規(guī)定范圍內(nèi)時(shí)，就可以判斷出在心臟位置運(yùn)動(dòng)的層面斷面到達(dá)規(guī)定位置。
如圖7(b)所示，就層面斷面位于規(guī)定位置的期間而言，通過橫膈導(dǎo)航序列710間接監(jiān)測(cè)心臟位置或位置偏移，同時(shí)通過本計(jì)測(cè)序列105進(jìn)行層面斷面攝像。但是，當(dāng)通過呼吸活動(dòng)導(dǎo)致心臟位置發(fā)生變化時(shí)，層面斷面的位置發(fā)生移動(dòng)，從在此之前激發(fā)的位置偏移。在此期間，中斷實(shí)行本計(jì)測(cè)序列105，只反復(fù)實(shí)行橫膈導(dǎo)航序列710，間接監(jiān)測(cè)心臟的位置或位置偏移。此外，當(dāng)檢測(cè)出心臟的位置到達(dá)規(guī)定位置時(shí)，按照空心率實(shí)行上述的空心臟搏動(dòng)序列104。由此，可以調(diào)整該層面斷面的縱向磁化，返回到通過本計(jì)測(cè)序列105的攝像時(shí)的狀態(tài)。本實(shí)施例中的空心臟搏動(dòng)序列104與上述第1、第2實(shí)施方式的各實(shí)施例相同，所以省略詳細(xì)說明。在空心臟搏動(dòng)序列104結(jié)束后，返回到如圖7(b)所示的本計(jì)測(cè)序列105，繼續(xù)進(jìn)行本計(jì)測(cè)。
對(duì)應(yīng)如上所述的心臟位置或位置偏移，切換空心臟搏動(dòng)序列104和本計(jì)測(cè)序列105的實(shí)行，可以計(jì)測(cè)層面斷面的圖像化所需要的全部回波信號(hào)。
其中，橫膈導(dǎo)航序列710不僅可以在實(shí)行本計(jì)測(cè)序列104時(shí)插入，而且也可以在實(shí)行空心臟搏動(dòng)序列104時(shí)插入。
如上述說明，通過本發(fā)明的第3實(shí)施方式，即使在由于受檢體的體動(dòng)而使需要的攝像區(qū)域暫時(shí)移動(dòng)的情況下，可以降低來自需要的攝像區(qū)域的回波信號(hào)強(qiáng)度的分散，防止在圖像上發(fā)生的基于體動(dòng)的偽影，從而可以改善圖像質(zhì)量。
以上說明了本發(fā)明的MRI方法及裝置的構(gòu)成和運(yùn)行的各實(shí)施方式，但本發(fā)明的MRI方法及裝置并不限于上述實(shí)施方式，可以進(jìn)行各種變更。例如，在上述實(shí)施方式說明中以水平磁場(chǎng)方式的MRI裝置作為例子，在垂直磁場(chǎng)方式的MRI裝置中同樣可以應(yīng)用本發(fā)明。在水平、垂直磁場(chǎng)方式的任何MRI裝置中，靜磁場(chǎng)發(fā)生源可以是永久磁石、超導(dǎo)磁體、常電導(dǎo)磁石的任何一種。
另外，在上述實(shí)施方式的說明中，所示為在以心臟為攝像對(duì)象的延遲造影中應(yīng)用本發(fā)明的例子，也可以在以通?？梢悦枥L出的粗血管(胸主動(dòng)脈或腹主動(dòng)脈等)為對(duì)象臟器的情況下、或不通過延遲造影而進(jìn)行單純的心電圖同步攝像、或者進(jìn)行不同步的單純攝像中應(yīng)用。
另外，使空心臟搏動(dòng)序列中的IR脈沖或SR脈沖為層面非選擇性，但可以使對(duì)含有需要的層面的寬范圍區(qū)域(切片)進(jìn)行選擇激發(fā)那樣的RF脈沖。
另外，為了檢測(cè)出受檢體的搏動(dòng)，對(duì)使用心電圖的例子進(jìn)行說明，但也可以采用脈搏器進(jìn)行。
權(quán)利要求
1.一種磁共振成像方法，其使用磁共振成像裝置，對(duì)受檢體的需要的攝像區(qū)域進(jìn)行攝像并圖像化，具有以下工序，即(a)體動(dòng)信息獲取工序，其獲得所述受檢體的體動(dòng)信息；(b)縱向磁化調(diào)整工序，其與所述體動(dòng)信息同步，反復(fù)實(shí)行第1脈沖序列1次以上，所述的第1脈沖序列用于使含有所述需要的攝像區(qū)域的區(qū)域的縱向磁化達(dá)到需要的狀態(tài)；(c)計(jì)測(cè)工序，其與所述體動(dòng)信息同步，反復(fù)實(shí)行具有計(jì)測(cè)序列的第2脈沖序列1次以上，所述的計(jì)測(cè)序列對(duì)用于攝像所述需要的攝像區(qū)域并圖像化的回波信號(hào)進(jìn)行計(jì)測(cè)；和(d)重建工序，其使用由所述計(jì)測(cè)工序(c)所計(jì)測(cè)的回波信號(hào)，重建所述圖像并顯示；另外，所述第1脈沖序列具有按規(guī)定角度對(duì)含有所述需要的攝像區(qū)域的區(qū)域的縱向磁化進(jìn)行激發(fā)的調(diào)整脈沖，所述第2脈沖序列具有使所述需要的攝像區(qū)域的縱向磁化180度反轉(zhuǎn)的反轉(zhuǎn)脈沖。
2.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，所述縱向磁化調(diào)整工序(b)在所述攝像開始時(shí)被實(shí)行，所述計(jì)測(cè)工序(c)在所述縱向磁化調(diào)整工序(b)之后實(shí)行。
3.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，所述體動(dòng)信息獲取工序(a)檢測(cè)出所述受檢體的心電波形和其R波，所述第1和第2脈沖序列在每次心臟搏動(dòng)時(shí)，當(dāng)檢測(cè)出所述R波后經(jīng)過第1等待時(shí)間后被實(shí)行。
4.如權(quán)利要求3所述的磁共振成像方法，其特征在于，在所述縱向磁化調(diào)整工序(b)之前具有向所述受檢體給予造影劑的造影劑給予工序，所述縱向磁化調(diào)整工序(b)是從所述造影劑給予工序(e)后經(jīng)過規(guī)定的待機(jī)時(shí)間后被實(shí)行。
5.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，當(dāng)所述體動(dòng)為周期性時(shí)，所述體動(dòng)信息獲取工序(a)檢測(cè)出所述周期的變化，所述縱向磁化調(diào)整工序(b)在檢測(cè)出所述周期的變化之后馬上插入到正在實(shí)行的所述計(jì)測(cè)工序(c)中而被實(shí)行。
6.如權(quán)利要求5所述的磁共振成像方法，其特征在于，所述周期性變化以心律不齊為基礎(chǔ)。
7.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，所述體動(dòng)信息檢測(cè)工序(a)檢測(cè)出所述需要的攝像區(qū)域的位置或變位，所述縱向磁化調(diào)整工序(b)在所述位置達(dá)到規(guī)定位置時(shí)，或者所述變位成為需要的范圍時(shí)，被插入到正在實(shí)行的所述計(jì)測(cè)工序(c)中并被實(shí)行。
8.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，所述調(diào)整脈沖的激發(fā)角度為180度。
9.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，所述調(diào)整脈沖的激發(fā)角度為90度以上180度以下。
10.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，所述調(diào)整脈沖的激發(fā)角度在每次心臟搏動(dòng)時(shí)被變更。
11.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，所述第1脈沖序列是在所述調(diào)整脈沖之后實(shí)行與所述計(jì)測(cè)序列相同的模擬計(jì)測(cè)序列。
12.如權(quán)利要求11所述的磁共振成像方法，其特征在于，從用所述模擬計(jì)測(cè)序列所計(jì)測(cè)的所述回波信號(hào)，決定所述第1脈沖序列的反復(fù)次數(shù)。
13.如權(quán)利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，所述第2脈沖序列是從所述反轉(zhuǎn)脈沖開始經(jīng)過第2等待時(shí)間后，實(shí)行所述計(jì)測(cè)序列。
14.如權(quán)利要求13所述的磁共振成像方法，其特征在于，所述計(jì)測(cè)序列是在實(shí)行該計(jì)測(cè)序列前，實(shí)行與該計(jì)測(cè)序列相同的空計(jì)測(cè)序列。
15.如權(quán)利要求5所述的磁共振成像方法，其特征在于，所述縱向磁化調(diào)整工序(b)是使所述第1脈沖序列的反復(fù)次數(shù)不同，所述第1脈沖序列是在攝像開始時(shí)和所述周期發(fā)生變化后馬上分別實(shí)行的。
16.如權(quán)利要求5所述的磁共振成像方法，其特征在于，所述縱向磁化調(diào)整工序(b)是使所述調(diào)整脈沖的激發(fā)角度不同，該調(diào)整脈沖構(gòu)成在攝像開始時(shí)和所述周期發(fā)生變化后馬上分別實(shí)行的所述第1脈沖序列。
17.如權(quán)利要求7所述的磁共振成像方法，其特征是所述體動(dòng)信息檢測(cè)工序(a)對(duì)反映所述需要的攝像區(qū)域的位置或變位信息的導(dǎo)航回波進(jìn)行檢測(cè)。
18.一種磁共振成像裝置，具備對(duì)受檢體施加靜磁場(chǎng)的靜磁場(chǎng)發(fā)生機(jī)構(gòu)，對(duì)所述受檢體施加層面方向、相位編碼方向和頻率編碼方向的梯度磁場(chǎng)的梯度磁場(chǎng)發(fā)生機(jī)構(gòu)，對(duì)所述受檢體內(nèi)的原子核自旋照射引起核磁共振的高頻磁場(chǎng)脈沖的高頻磁場(chǎng)發(fā)送機(jī)構(gòu)，接收由核磁共振發(fā)射的回波信號(hào)的回波信號(hào)接收機(jī)構(gòu)，使用所述回波信號(hào)進(jìn)行圖像重建演算的信號(hào)處理機(jī)構(gòu)，檢測(cè)出所述受檢體的狀態(tài)并輸出反映該狀態(tài)的信息的受檢體狀態(tài)檢測(cè)機(jī)構(gòu)，和對(duì)應(yīng)所述受檢體狀態(tài)對(duì)用于接收所述回波信號(hào)的脈沖序列進(jìn)行控制的脈沖序列控制機(jī)構(gòu)；其中，與來自所述受檢體狀態(tài)檢測(cè)機(jī)構(gòu)的信息同步并對(duì)所述受檢體的需要的攝像區(qū)域進(jìn)行攝像的所述脈沖序列，是由對(duì)含有該需要的攝像區(qū)域的區(qū)域進(jìn)行縱向磁化調(diào)整的第1脈沖序列、和隨后接著實(shí)行的對(duì)來自所述需要的攝像區(qū)域的回波信號(hào)進(jìn)行計(jì)測(cè)的第2脈沖序列構(gòu)成；所述第1脈沖序列具有以規(guī)定角度激發(fā)含有所述需要的攝像區(qū)域的區(qū)域進(jìn)行縱向磁化的調(diào)整脈沖，所述第2脈沖序列具有對(duì)所述需要的攝像區(qū)域的縱向磁化進(jìn)行180度反轉(zhuǎn)的反轉(zhuǎn)脈沖。
19.如權(quán)利要求18所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述受檢體狀態(tài)檢測(cè)機(jī)構(gòu)具有將所述受檢體的心電波形或者脈搏波形變換成電子信號(hào)并輸出的機(jī)構(gòu)，所述脈沖序列控制機(jī)構(gòu)是使所述第1脈沖序列和所述第2脈沖序列與所述電子信號(hào)同步，在每次心臟搏動(dòng)時(shí)分別反復(fù)規(guī)定次數(shù)。
20.如權(quán)利要求18所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述脈沖序列具有對(duì)反映所述需要的攝像區(qū)域的位置或者變位信息的導(dǎo)航回波進(jìn)行計(jì)測(cè)的脈沖序列，所述受檢體狀態(tài)檢測(cè)機(jī)構(gòu)從所述導(dǎo)航回波中檢測(cè)出所述需要的攝像區(qū)域的位置或變位，所述脈沖序列控制機(jī)構(gòu)在所述位置達(dá)到規(guī)定位置時(shí)或者所述變位成為需要的范圍時(shí)，將所述第1脈沖序列插入到正在實(shí)行的所述第2脈沖序列中并實(shí)行。
全文摘要
本發(fā)明提供一種磁共振成像方法，當(dāng)采用施加預(yù)飽和脈沖的脈沖序列與受檢體體動(dòng)同步進(jìn)行攝像時(shí)，降低回波信號(hào)強(qiáng)度的分散和以此為原因引發(fā)的圖像上的偽影。特別是防止在延遲造影攝像中的由心室內(nèi)的血液引起的偽影。為此，在計(jì)測(cè)回波信號(hào)前，通過施加將縱向磁化調(diào)整成需要的狀態(tài)的IR脈沖等，抑制回波信號(hào)強(qiáng)度的分散，防止偽影。
文檔編號(hào)G01R33/567GK1845702SQ20048002555
公開日2006年10月11日 申請(qǐng)日期2004年9月3日 優(yōu)先權(quán)日2003年9月5日
發(fā)明者板垣博幸, 后藤智宏, 谷井由美子, 高橋哲彥 申請(qǐng)人:株式會(huì)社日立醫(yī)藥