專利名稱：磁共振成像裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種可進(jìn)行高精度的心肌灌注攝像、非造影MRA(magnetic resonance angiography 磁共振血管造影)、且可提高心臟的診斷性能的磁共振成像裝置。
背景技術(shù)：
磁共振成像裝置是如下這樣的裝置當(dāng)使具有固有磁矩的核心集團(tuán)置于均勻靜磁 場(chǎng)中時(shí)，利用以共振方式吸收以特定頻率旋轉(zhuǎn)的高頻磁場(chǎng)的能量的現(xiàn)象，將物質(zhì)的化學(xué)及 物理的微觀信息成像化、或者觀測(cè)化學(xué)位移頻譜。這樣的磁共振成像裝置作為以非侵襲性 的方式來獲得人體的解剖學(xué)上斷面圖的方法是極其有效的。尤其是，作為覆蓋于骨頭上的 大腦等中樞神經(jīng)系統(tǒng)的診斷裝置而被廣泛地有效利用。另一方面，因攝像時(shí)間長(zhǎng)，而認(rèn)為對(duì) 于跳動(dòng)的心臟等的診斷性能還有改善的余地。近年來，由于以傾斜磁場(chǎng)系統(tǒng)為中心的硬件的改善以及高速掃描的組合，可將磁 共振成像裝置有效利用到心臟檢查中的情況漸增起來。特別是心肌灌注攝像，其利用注入 造影劑后的心電門控(ECG gated)與動(dòng)態(tài)攝像的組合，能夠以造影劑的染色進(jìn)程將心肌活 力圖像化，此種攝像方法作為在其他診斷設(shè)備無法獲得的有效的檢查方法而備受關(guān)注。然而，在使用磁共振成像裝置進(jìn)行心臟檢查時(shí)，例如，也存在如下那樣的問題。首先，當(dāng)對(duì)心臟按照一個(gè)斷面一個(gè)斷面地進(jìn)行攝像時(shí)，可獲得應(yīng)用EPI (Echo Planar Imaging 回波平面成像)等高速攝像降低了因活動(dòng)帶來的影響而得到的圖像。然 而，在動(dòng)態(tài)攝像的時(shí)相方向上來看，因呼吸性的身體活動(dòng)或心時(shí)相的偏移等，大多數(shù)情況下 為活動(dòng)的圖像。另外，為防止呼吸性的身體活動(dòng)，作為解決對(duì)策之一要求患者(被檢體)屏息。然 而，對(duì)心臟存在問題的患者而言要求屏息反而會(huì)加大檢查的負(fù)擔(dān)，這是不希望的。另外，還 存在在屏息前后心跳可能發(fā)生變化的問題。進(jìn)一步而言，近年來，在磁共振成像中開發(fā)研究了未使用造影劑而進(jìn)行血管攝像 的被稱為非造影MRA的方法。在利用生物信息(例如呼吸周期)執(zhí)行該非造影MRA時(shí)，存在 當(dāng)例如患者的呼吸周期變得極短時(shí)，在磁化并未充分恢復(fù)的狀態(tài)下就進(jìn)行了攝像等問題。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明是鑒于上述情況而作出的，目的在于提供一種不需要患者屏息，通過使動(dòng) 態(tài)攝像的時(shí)相與心時(shí)相相對(duì)地對(duì)應(yīng)，能夠執(zhí)行高精度的心肌灌注攝像、非造影MRA的磁共 振成像裝置。根據(jù)本發(fā)明的一實(shí)施方式，該磁共振成像裝置進(jìn)行被檢體的心肌灌注攝像，其特 征在于，該磁共振成像裝置具備攝像單元，通過與上述被檢體的生物信號(hào)同步地對(duì)上述被 檢體的心臟進(jìn)行攝像，取得圖像數(shù)據(jù)；圖像生成單元，根據(jù)上述圖像數(shù)據(jù)，生成與上述被檢 體的心臟有關(guān)的圖像，其中，上述攝像單元在對(duì)上述心臟進(jìn)行攝像前施加用于檢測(cè)上述被 檢體的身體活動(dòng)的探測(cè)脈沖，在施加該探測(cè)脈沖之前，施加空間非選擇的飽和脈沖和局部選擇脈沖，該局部選擇脈沖對(duì)于要施加上述探測(cè)脈沖的區(qū)域，使基于上述空間非選擇的飽 和脈沖的翻轉(zhuǎn)角翻轉(zhuǎn)。根據(jù)本發(fā)明的其他實(shí)施方式，該磁共振成像裝置是進(jìn)行被檢體的心肌灌注攝像， 其特征在于，該磁共振成像裝置具備攝像單元，與上述被檢體的生物信號(hào)同步地，在至少 施加一次用于產(chǎn)生對(duì)比的前段脈沖之后，對(duì)上述被檢體的心臟進(jìn)行攝像，從而取得圖像數(shù) 據(jù)；測(cè)量單元，測(cè)量與上述被檢體的上述生物信號(hào)有關(guān)的變動(dòng)量；圖像生成單元，根據(jù)上述 圖像數(shù)據(jù)，生成與上述被檢體的心臟有關(guān)的圖像，其中，上述攝像單元根據(jù)與上述生物信號(hào) 有關(guān)的變動(dòng)量，控制從上述前段脈沖的最初施加起到施加上述攝像中的高頻脈沖為止的時(shí) 間、上述前段脈沖的翻轉(zhuǎn)角、上述攝像中的高頻脈沖的翻轉(zhuǎn)角中的至少一個(gè)。


圖1為表示本實(shí)施方式所涉及的磁共振成像裝置1的方框結(jié)構(gòu)圖。圖2為表示在使用了本心臟檢查支援功能的心臟檢查中所執(zhí)行的掃描序列的典 型例子的圖。圖3為表示施加局部的翻轉(zhuǎn)脈沖Pf及運(yùn)動(dòng)探測(cè)脈沖Pm的區(qū)域的一個(gè)例子的圖。圖4為表示施加局部的翻轉(zhuǎn)脈沖Pf及運(yùn)動(dòng)探測(cè)脈沖Pm的區(qū)域的一個(gè)例子的說明 圖。圖5(a)、(b)為表示心跳模式的一個(gè)例子的圖。圖6(a)、(b)為表示心跳模式的其他例子的圖。圖7(a)、(b)為表示心跳模式的其他例子的圖。圖8為表示根據(jù)被預(yù)測(cè)的患者的心跳變化的模式而進(jìn)行動(dòng)態(tài)攝像的調(diào)度情況時(shí) 的處理流程的流程圖。圖9為表示依照攝像條件的再調(diào)整功能而進(jìn)行的處理(攝像條件再調(diào)整處理)流 程的流程圖。圖10為表示在本心臟檢查支援處理中所執(zhí)行的動(dòng)態(tài)攝像的掃描序列的一個(gè)例子 的圖。圖11為表示設(shè)定單個(gè)Tag區(qū)域，并以呼氣作為觸發(fā)來執(zhí)行的非造影MRA的掃描序 列的一個(gè)例子的圖。圖12為表示設(shè)定多個(gè)Tag區(qū)域(在圖12的例子中為2個(gè)區(qū)域Tagl、Tag2)，并以 呼氣作為觸發(fā)來執(zhí)行的非造影MRA的掃描序列的一個(gè)例子的圖。圖13為表示在非造影MRA攝像中進(jìn)行的處理流程的流程圖。圖14為表示在攝像區(qū)域內(nèi)所設(shè)定的Tag區(qū)域的一個(gè)例子的圖。圖15為表示在攝像區(qū)域內(nèi)所設(shè)定的Tag區(qū)域的其他例子的圖。圖16為表示依照攝像條件的再調(diào)整功能而進(jìn)行的處理(攝像條件再調(diào)整處理) 流程的流程圖。
具體實(shí)施例方式以下，按照附圖對(duì)本發(fā)明的實(shí)施方式進(jìn)行說明。此外，在以下的說明中，對(duì)具有大 致相同功能及構(gòu)成的構(gòu)成要素附以相同的符號(hào)，并僅在必要的情況下對(duì)其進(jìn)行重復(fù)說明。
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圖1表示本實(shí)施方式所涉及的磁共振成像裝置1的方框結(jié)構(gòu)圖。如圖1所示那樣， 本磁共振成像裝置1包括靜磁場(chǎng)磁鐵11、冷卻系統(tǒng)控制部12、傾斜磁場(chǎng)線圈13、高頻發(fā)送 線圈14、高頻接收線圈15、發(fā)送部18、接收部19、數(shù)據(jù)處理部20、顯示部M。靜磁場(chǎng)磁鐵11為產(chǎn)生靜磁場(chǎng)的磁鐵，且產(chǎn)生均勻的靜磁場(chǎng)。冷卻系統(tǒng)控制部12控制靜磁場(chǎng)磁鐵11的冷卻機(jī)構(gòu)。傾斜磁場(chǎng)線圈13設(shè)置于靜磁場(chǎng)磁鐵11的內(nèi)側(cè)，且軸比靜磁場(chǎng)磁鐵11的短，并將 從傾斜磁場(chǎng)線圈裝置電源17所供給的脈沖電流轉(zhuǎn)換為傾斜磁場(chǎng)。利用該傾斜磁場(chǎng)線圈13 所產(chǎn)生的傾斜磁場(chǎng)，信號(hào)產(chǎn)生部位(位置)被確定。此外，Z軸方向在本實(shí)施方式中設(shè)為取與靜磁場(chǎng)的方向相同方向的方向。并且，在 本實(shí)施方式中，傾斜磁場(chǎng)線圈13及靜磁場(chǎng)磁鐵11設(shè)定為圓筒形。而且，傾斜磁場(chǎng)線圈13 利用規(guī)定的支撐機(jī)構(gòu)被配置于真空中。這是因?yàn)閺撵o音的觀點(diǎn)出發(fā)，不使因施加脈沖電流 而產(chǎn)生的傾斜磁場(chǎng)線圈13的振動(dòng)作為聲波傳播到外部。高頻發(fā)送線圈(RF發(fā)送線圈)14是用于對(duì)被檢體的攝像區(qū)域施加用于產(chǎn)生磁共振 信號(hào)的高頻脈沖的線圈。該高頻發(fā)送線圈14為全身用RF線圈，例如，在對(duì)腹部等進(jìn)行攝像 時(shí)，也可用作接收線圈。高頻接收線圈(RF接收線圈)15是被設(shè)置成在被檢體附近、優(yōu)選以緊貼的狀態(tài)夾 挾著該被檢體，用于從被檢體接收磁共振的線圈。一般而言，該高頻接收線圈15按部位不 同而具有專用的形狀。此外，在圖1中，例示了將高頻發(fā)送線圈與高頻接收線圈設(shè)為不同個(gè)體的交叉線 圈方式，但也可為采用通過1個(gè)線圈兼用上述2個(gè)線圈的單線圈方式的結(jié)構(gòu)。傾斜磁場(chǎng)線圈裝置電源17產(chǎn)生用于形成傾斜磁場(chǎng)的脈沖電流，并供給傾斜磁場(chǎng) 線圈13。而且，傾斜磁場(chǎng)線圈裝置電源17按照下述的控制部202的控制，切換供給傾斜磁 場(chǎng)線圈13的脈沖電流的方向，從而控制傾斜磁場(chǎng)的極性。發(fā)送部18具有振蕩部、相位選擇部、頻率轉(zhuǎn)換部、振幅調(diào)制部、高頻電力放大部 (都未圖示)，并且將與拉莫頻率對(duì)應(yīng)的高頻脈沖發(fā)送到發(fā)送用高頻線圈。由于因上述發(fā)送 而從高頻發(fā)送線圈14產(chǎn)生的高頻，被檢體的規(guī)定原子核的磁化成為激勵(lì)狀態(tài)。接收部19具有放大部、中頻轉(zhuǎn)換部、相位檢波部、濾波器、A/D轉(zhuǎn)換器(都未圖 示)。接收部19對(duì)于從高頻線圈14接收到的核磁化從激勵(lì)狀態(tài)緩和為基態(tài)時(shí)所放出的磁 共振信號(hào)(高頻信號(hào))，實(shí)施放大處理、利用了發(fā)送頻率的中頻轉(zhuǎn)換處理、相位檢波處理、濾 波器處理、A/D轉(zhuǎn)換處理。顯示部M顯示磁共振圖像、規(guī)定的掃描畫面等。數(shù)據(jù)處理部20為對(duì)接收后的數(shù)據(jù)進(jìn)行處理而生成磁共振圖像的計(jì)算機(jī)系統(tǒng)，具 有存儲(chǔ)部201、控制部202、數(shù)據(jù)收集部203、重建部204、信號(hào)校正部205、輸入部207。存儲(chǔ)部201存儲(chǔ)所收集到的磁共振圖像、用于執(zhí)行各種掃描序列的程序(例如，用 于執(zhí)行RMC(Real-time Motion correction 實(shí)時(shí)運(yùn)動(dòng)校正)的掃描序列)、用于實(shí)現(xiàn)后述 的心臟檢查支援功能的專用程序等。這里，所謂RMC為監(jiān)視橫隔膜等存在活動(dòng)的部位，并與 該活動(dòng)配合地實(shí)時(shí)地同步、并進(jìn)行攝像的方法?？刂撇?02具有未圖示的CPU、存儲(chǔ)器等，并且作為整個(gè)系統(tǒng)的控制中樞，靜態(tài)或 動(dòng)態(tài)地控制本磁共振成像裝置。尤其是，控制部202將專用程序展開在存儲(chǔ)器中，由此來實(shí)現(xiàn)后述的心臟檢查支援功能。數(shù)據(jù)收集部203收集通過接收部19采樣的數(shù)字信號(hào)。重建部204對(duì)通過數(shù)據(jù)收集部203收集的數(shù)據(jù)執(zhí)行后處理即傅立葉轉(zhuǎn)換等的重建 等，求出被檢體內(nèi)的所期望的核自旋的頻譜數(shù)據(jù)或者圖像數(shù)據(jù)。輸入部207具有用于將來自操作者的各種指示·命令·信息取入的輸入設(shè)備(鼠 標(biāo)、軌跡球、模式切換開關(guān)、鍵盤等)。顯示部M為顯示從數(shù)據(jù)處理部20輸入的頻譜數(shù)據(jù)或者圖像數(shù)據(jù)等的輸出單元。(心臟檢查支援功能)其次，對(duì)本磁共振成像裝置1所具有的心臟檢查支援功能進(jìn)行說明。該功能為通 過進(jìn)行空間性調(diào)整處理與時(shí)間性調(diào)整處理，從而在進(jìn)行心肌灌注攝像的情況下的進(jìn)行支援 的功能。在空間性調(diào)整中，例如，使用RMC等來檢測(cè)因呼吸性的身體活動(dòng)而導(dǎo)致的動(dòng)態(tài)時(shí)相 方向的位置偏移(位置位移量)，并針對(duì)該位置位移量追蹤脈沖序列的切片激勵(lì)位置及數(shù) 據(jù)收集位置，由此來抑制由于身體活動(dòng)帶來的影響。據(jù)此，無需進(jìn)行用于讓呼吸性的身體活 動(dòng)停止的屏息，故可減少伴隨屏息而帶來的心跳的變動(dòng)。而且，在時(shí)間性調(diào)整處理中，測(cè)量 因脈律不齊等而導(dǎo)致的心時(shí)相的變動(dòng)量(時(shí)間變動(dòng)量)，并與該時(shí)間變動(dòng)量匹配地調(diào)整各 種攝像條件。據(jù)此，使因心時(shí)相的波動(dòng)而導(dǎo)致的無法解析的數(shù)據(jù)產(chǎn)生防患于未然。[空間性調(diào)整處理]圖2為表示在使用了本心臟檢查支援功能的心臟檢查中所執(zhí)行的掃描序列的典 型例子的圖。在該圖2中，I^s表示非選擇性飽和脈沖(用以產(chǎn)生對(duì)比的前段脈沖)、Pf表示 局部的翻轉(zhuǎn)脈沖、Rii表示用以監(jiān)控患者的身體活動(dòng)的運(yùn)動(dòng)探測(cè)脈沖、Pi表示(診斷圖像) 成像用脈沖。如圖2所示，在本掃描序列中，對(duì)飽和脈沖I3S確保有固定的Tl。這是因?yàn)闉榱耸?對(duì)比及圖像穩(wěn)定，對(duì)于飽和脈沖而言必需有例如TI = 100 150ms左右的等待時(shí)間。而且， 飽和脈沖I3S設(shè)為不選擇進(jìn)行激勵(lì)的空間的非選擇性的脈沖。這是因?yàn)?，?duì)畫質(zhì)而言，例如， 如日本專利特開2000-U6156號(hào)公報(bào)中所使用那樣的Notched脈沖會(huì)對(duì)來自Notch部分的 血液的流入帶來影響，故可將飽和脈沖設(shè)為非選擇性的，由此可實(shí)現(xiàn)畫質(zhì)的穩(wěn)定化。局部的翻轉(zhuǎn)脈沖Pf是在緊接施加(空間)非選擇性飽和脈沖I3S之后被施加的。 即、在緊接施加了非選擇性飽和脈沖I3S之后，即便施加運(yùn)動(dòng)探測(cè)脈沖Pm也無法獲得信號(hào)。 因此，局部地施加使施加運(yùn)動(dòng)探測(cè)脈沖Pm的部分的磁化恢復(fù)的翻轉(zhuǎn)脈沖Pf。利用該翻轉(zhuǎn)脈 沖Pf翻轉(zhuǎn)的位置檢測(cè)部分(即，運(yùn)動(dòng)探測(cè)脈沖Rii的施加對(duì)象區(qū)域)是為了不對(duì)心臟及大 血管施加而規(guī)劃的區(qū)域，根據(jù)用途，既可以是如圖3所示的2 3cm寬的切片，也可以使用 與探測(cè)脈沖相同的局部激勵(lì)脈沖。這樣，對(duì)所翻轉(zhuǎn)的地方利用運(yùn)動(dòng)探測(cè)脈沖Rii進(jìn)行激勵(lì)， 檢測(cè)出橫隔膜的位置。利用局部的翻轉(zhuǎn)脈沖Pf所激勵(lì)的區(qū)域以與利用運(yùn)動(dòng)探測(cè)脈沖Rii激 勵(lì)為錐狀的區(qū)域相比大致為2倍的面積(1. 4倍的直徑)、或者1 1. 5倍左右的切片厚度 為基準(zhǔn)。另外，圖4為表示從箭頭方向觀察沿著圖3中的A-A的斷面的圖。另外，如圖2所示，在本掃描序列中，在TI等待時(shí)間的期間施加運(yùn)動(dòng)探測(cè)脈沖Rii。 如果TI等待時(shí)間是必需的，則在該期間施加用于檢測(cè)活動(dòng)的脈沖并不會(huì)損害攝像效率。一 般而言，用于檢測(cè)活動(dòng)的預(yù)脈沖及攝像位置的校正被作為MRCA (冠狀動(dòng)脈攝像)而使用。在 該冠狀動(dòng)脈的情況下，擴(kuò)張末期的心臟的活動(dòng)少，因此可通過校正攝像位置來進(jìn)行成像部分的位置校正。另一方面，當(dāng)攝像分為多次(例如2次)進(jìn)行時(shí)，必須考慮在2次圖像收集 中的相位差，并且需要充分地取得相應(yīng)的校正精度。因此，在MRCA中，需要考慮使橫隔膜位 移的規(guī)定區(qū)域外不用于圖像化。對(duì)此，在進(jìn)行心肌灌注攝像時(shí)，與本掃描序列同樣地，通過 在TI等待時(shí)間的期間施加運(yùn)動(dòng)探測(cè)脈沖Rn，由此可將利用檢測(cè)出的橫隔膜位置所校正的 部分構(gòu)成為1張圖像，可實(shí)現(xiàn)強(qiáng)健的校正。成像用脈沖Pi是一邊跟蹤并調(diào)整激勵(lì)斷層位置(數(shù)據(jù)收集位置)一邊被施加，以 使得根據(jù)利用緊接之前的運(yùn)動(dòng)探測(cè)脈沖Rll而進(jìn)行位置檢測(cè)的診斷對(duì)象的位移量，總是激 勵(lì)相同位置的斷層并根據(jù)該斷層進(jìn)行數(shù)據(jù)收集。通過這樣位置調(diào)整后的成像用脈沖Pi，可 對(duì)實(shí)質(zhì)上相同的位置的斷層像進(jìn)行成像。此外，可在運(yùn)動(dòng)探測(cè)脈沖Rn與成像用脈沖Pi之 間，根據(jù)需要優(yōu)選對(duì)脂肪抑制脈沖、磁穩(wěn)定用虛擬脈沖按照該順序進(jìn)行施加。[時(shí)間性調(diào)整處理]通過采用心臟檢查支援功能的空間性調(diào)整處理，不需要停止呼吸就能夠基本上去 除橫隔膜的活動(dòng)以及與其伴隨的心臟的活動(dòng)。因此，認(rèn)為與以往的停止呼吸下的攝像相比， 心跳發(fā)生變動(dòng)的概率低。然而，很明顯的是，受造影劑的流入或針對(duì)心肌的應(yīng)激藥物的影 響，而殘留有心跳發(fā)生變動(dòng)的可能性，存在想根據(jù)寬裕度來決定切片張數(shù)的需求。因此，本 磁共振成像裝置1可與空間性調(diào)整處理相配合或者根據(jù)需要單獨(dú)地執(zhí)行可與心跳變動(dòng)對(duì) 應(yīng)的時(shí)間性調(diào)整處理。此外，在進(jìn)行使用了本時(shí)間性調(diào)整處理的攝像之前，為了把握ECG波形的R-R間隔 依賴于患者的狀態(tài)穩(wěn)定到何種程度，而預(yù)先取得平均的R-R間隔及心跳模式的直方圖。并 且，使用所得到的結(jié)果，當(dāng)R-R間隔的直方圖分布的波峰為1個(gè)時(shí)，設(shè)定偏差為1.5 σ或2σ 左右的允許范圍，即便在心跳縮短的情況下，也可預(yù)先設(shè)定被認(rèn)為是再也不會(huì)變短的R-R基準(zhǔn)。本空間性調(diào)整處理的基本理論如下所述。S卩，利用FFE(Fast Field Echo 快速場(chǎng) 回波)等進(jìn)行的心肌灌注攝像，在其心時(shí)相內(nèi)取盡所有的數(shù)據(jù)，故與電影攝像等不同，對(duì)從 施加ECG脈沖到攝像為止的延遲時(shí)間(=攝像的心時(shí)相)的要求并沒有那么嚴(yán)格，時(shí)相間 的對(duì)比的穩(wěn)定性是重要的。另一方面，在通常的門控?cái)z像中，因?qū)碜孕碾妶D的門控的時(shí)間差盡可能地保持 固定，所以即便在多切片的情況下也基本上盡可能提前。然而，在使用飽和恢復(fù)(激勵(lì)角度 90度)時(shí)，當(dāng)假定RF脈沖的空間均勻性(Bi)較高時(shí)，即使不考慮縱向磁化的磁滯效應(yīng)(參 照MRM45，653-661，2001)也可以，TI的恢復(fù)時(shí)間Tree ( S卩，用于將縱向磁化保持固定的等 待時(shí)間Tree)可主要通過下式(1)表現(xiàn)為成像部分的翻轉(zhuǎn)角α與TR的函數(shù)。Tree = TR/(l_cos α ) (1)因此，希望是攝像切片間的等待時(shí)間盡可能地縮短，將TI盡可能地設(shè)定為根據(jù) 攝像的翻轉(zhuǎn)角α與TR算出的值。該條件具有強(qiáng)健性這可從仿真的結(jié)果中得到確認(rèn)。S卩，TI的恢復(fù)時(shí)間Tree不需 要是嚴(yán)格的，在不使畫質(zhì)劣化的范圍內(nèi)可在10 20%的范圍中縮短。反之，當(dāng)與所算出的 TI的恢復(fù)時(shí)間Tree相比，過于延長(zhǎng)TI時(shí)，則最初的數(shù)次攝影的信號(hào)會(huì)引起急速的信號(hào)衰 弱，成為導(dǎo)致畫質(zhì)劣化的主要原因。鑒于如上考慮，在本磁共振成像裝置1的時(shí)間調(diào)整處理中，為與患者的脈律不齊或屏息時(shí)的心跳數(shù)的亢進(jìn)對(duì)應(yīng)，預(yù)先測(cè)定與心跳相關(guān)的參數(shù)(例如，將平均的R-R間隔及心 跳模式繪制成直方圖)，根據(jù)所預(yù)測(cè)的患者的心跳變化的模式進(jìn)行攝像的調(diào)度。例如，在患者的心跳如圖5(a)、(b)所示的穩(wěn)定模式I、II那樣的情況下，可視為 理想的狀態(tài)，故可設(shè)Tree較長(zhǎng)。即，當(dāng)設(shè)為造影劑的對(duì)比良好的TR= 7ms、翻轉(zhuǎn)角α = 20 度、Tree = 116ms時(shí)，成像的信號(hào)值成為數(shù)據(jù)收集中穩(wěn)定的條件。另一方面，在如圖6(a)、(b)所示的NG模式I、II那樣脈律不齊的情況下，或如圖 7 (a)、(b)所示的NG模式I、II那樣僅是脈搏較短的患者的情況下，除利用矩陣尺寸調(diào)整收 集時(shí)間外，縮短iTrec也很重要。此時(shí)，例如，通過將翻轉(zhuǎn)角提高到α =30度，從而Trec = 52ms，可縮短每張的收集時(shí)間，可進(jìn)行穩(wěn)定的攝像。進(jìn)一步，當(dāng)需要縮短數(shù)據(jù)收集時(shí)間時(shí)，不是將飽和恢復(fù)脈沖的翻轉(zhuǎn)角設(shè)定為90 度，而是通過例如稍微減少到85度等，(雖然使組織間的TI緩和曲線一致的效果減小，但) 由此可大幅減少TI時(shí)間。圖8為表示根據(jù)所預(yù)測(cè)的患者的心跳變化的模式進(jìn)行動(dòng)態(tài)攝像的調(diào)度時(shí)的處理 流程的流程圖。如圖8所示，首先，控制部202使用與預(yù)先所獲得的心跳有關(guān)的參數(shù)，求出 穩(wěn)定地獲得所期望的切片張數(shù)的每一張的收集時(shí)間(步驟Sa)。其次，控制部202為了求出滿足在步驟中所求出的每一張切片的收集時(shí)間的條 件，首先在使對(duì)比具有強(qiáng)健性變化的翻轉(zhuǎn)角α的范圍中(例如TR = 7ms時(shí)，15 30度的 范圍可用作TI對(duì)比圖像)，判定可設(shè)定Tree的翻轉(zhuǎn)角α (步驟Sb)，該Trec能保證充分的 畫質(zhì)。此外，該Tree具有強(qiáng)健性，存在大致10 20ms左右的變更也不會(huì)使畫質(zhì)急速劣 化。因此，并不拘泥于判定可設(shè)定優(yōu)選的Tree的翻轉(zhuǎn)角α的例子，也可通過如下方式，即 控制部202計(jì)算出針對(duì)每一個(gè)規(guī)定翻轉(zhuǎn)角α所期望的Trec的值，例如在監(jiān)視器M上以規(guī) 定方式來顯示，讓使用者判定優(yōu)選的翻轉(zhuǎn)角α與Tree的組合。在步驟Sb的判定中，即便使翻轉(zhuǎn)角在15 30度之間變化，在無法充分確保優(yōu)選 的Tree時(shí)，控制部202使飽和恢復(fù)脈沖I3S的翻轉(zhuǎn)角從規(guī)定值的90度變更為例如80 85 度之間一個(gè)規(guī)定角度，由此決定出優(yōu)選的Tree (步驟Sc)。另一方面，在步驟Sb的判定中，通過將翻轉(zhuǎn)角設(shè)定為15 30度之間的一個(gè)規(guī)定 角度，從而在可充分確保優(yōu)選的Tree時(shí)，將該角度決定為攝像的翻轉(zhuǎn)角α (步驟Sd)。這樣，對(duì)于成像用脈沖Pi或非選擇性的飽和脈沖I^s的條件，通過逐次計(jì)算并使用 大致的Tree、攝像時(shí)的翻轉(zhuǎn)角、飽和時(shí)的翻轉(zhuǎn)角，從而可易于設(shè)定攝像條件，在該攝像條件 下可穩(wěn)定地對(duì)心肌灌注進(jìn)行攝像。而且，本磁共振成像裝置1具有應(yīng)對(duì)如攝像中產(chǎn)生的脈律不齊等情況、對(duì)通過上 述調(diào)度而設(shè)定的攝像條件進(jìn)行再調(diào)整的功能。圖9為表示按照攝像條件的再調(diào)整功能而進(jìn)行的處理(攝像條件再調(diào)整處理)流 程的流程圖。如圖9所示，控制部202以ECG作為觸發(fā)，使用了依照調(diào)度設(shè)定的攝像條件來 執(zhí)行攝像(步驟Si)。此時(shí)，優(yōu)選是，為了對(duì)應(yīng)所預(yù)測(cè)的脈律不齊，在攝像的調(diào)度中預(yù)先設(shè)定 較少的切片片數(shù)。其次，控制部202判定在攝像中(圖像收集中)是否產(chǎn)生ECG觸發(fā)(例如 產(chǎn)生R波)(步驟S2)。在步驟S2中，當(dāng)判定是在圖像收集中產(chǎn)生ECG觸發(fā)時(shí)，控制部202 把直到當(dāng)前正在進(jìn)行的圖像收集結(jié)束為止的時(shí)間加起來(步驟S3a)。
其次，控制部202判定在步驟S3a中加起來的時(shí)間是否處在規(guī)定的閥值以內(nèi)(步 驟S4a)，當(dāng)判定為在規(guī)定的閥值內(nèi)時(shí)，控制部202通過進(jìn)行縮短ECG觸發(fā)的等待時(shí)間、縮短 從飽和脈沖到成像脈沖的等待時(shí)間、抑制飽和脈沖的翻轉(zhuǎn)角、擴(kuò)大成像脈沖的翻轉(zhuǎn)角等，再 設(shè)定用于與(1次心跳也不空)下一 ECG觸發(fā)同步地進(jìn)行攝像的條件(步驟S5a)。另一方 面，在步驟S4a中，當(dāng)判定為處在規(guī)定的閥值外時(shí)，控制部202再設(shè)定用于與空1次心跳的 ECG觸發(fā)同步地進(jìn)行攝像的條件(步驟S6a)。控制部202使用在步驟Sfe或步驟S6a中再 設(shè)定的條件，執(zhí)行接下來的動(dòng)態(tài)攝像(步驟S7a)。而且，在步驟S2中，當(dāng)判定在圖像收集中并未產(chǎn)生ECG觸發(fā)時(shí)，控制部202根據(jù)與 預(yù)先所獲得的心跳有關(guān)的參數(shù)，將直到下一 ECG觸發(fā)為止的時(shí)間加起來(步驟S3b)。其次，控制部202判定在步驟S3b中所加起來的時(shí)間是否在規(guī)定的閥值以內(nèi)(步 驟S4b)，當(dāng)判定在規(guī)定的閥值內(nèi)時(shí)，控制部202通過進(jìn)行縮短ECG觸發(fā)的等待時(shí)間、縮短從 飽和脈沖到成像脈沖的等待時(shí)間、抑制飽和脈沖的翻轉(zhuǎn)角、擴(kuò)大成像脈沖的翻轉(zhuǎn)角等，再設(shè) 定與(1次心跳也不空)下一 ECG觸發(fā)同步地、并使圖像收集與ECG觸發(fā)的時(shí)間不重復(fù)的條 件(步驟S5b)，并利用上述條件執(zhí)行后續(xù)的動(dòng)態(tài)攝像(步驟S6b)。另一方面，當(dāng)在步驟S4b中判定在規(guī)定的閥值外時(shí)，控制部202再次設(shè)定用于與(1 次心跳也不空)后續(xù)的ECG觸發(fā)同步地進(jìn)行攝像的條件(步驟S7b)，利用上述條件執(zhí)行后 續(xù)的動(dòng)態(tài)攝像(步驟S8b)。以上所述的攝像條件的再調(diào)整處理是在每次攝像重復(fù)時(shí)被執(zhí)行的，執(zhí)行例如圖10 所示的一連串的動(dòng)態(tài)攝像。除最初的調(diào)度外，通過這樣的攝像條件的再調(diào)整功能，即便縮短 等待時(shí)間，也能盡可能地補(bǔ)償因心跳導(dǎo)致的延遲時(shí)間，并且可使相對(duì)于心跳的時(shí)相不錯(cuò)開 地進(jìn)行攝像。(效果) 通過以上所述的構(gòu)成可獲得以下效果。通過本磁共振成像裝置，在進(jìn)行心肌灌注攝像時(shí)檢測(cè)出呼吸性的身體活動(dòng)導(dǎo)致的 動(dòng)態(tài)時(shí)相方向的位移量，并根據(jù)該位移量使切片激勵(lì)位置及數(shù)據(jù)收集位置追蹤身體活動(dòng)。 據(jù)此，因無須讓患者屏息，故可減少心跳的變動(dòng)。而且，在本磁共振成像裝置中，測(cè)量心時(shí)相的變動(dòng)量，并與該變動(dòng)量相配地進(jìn)行從 飽和脈沖到成像脈沖為止的等待時(shí)間、飽和脈沖的翻轉(zhuǎn)角的抑制、以及成像脈沖的翻轉(zhuǎn)角 的控制，從而使動(dòng)態(tài)攝像的時(shí)相與心時(shí)相相對(duì)地對(duì)應(yīng)，能夠根據(jù)心跳變化的模式對(duì)攝像條 件進(jìn)行調(diào)度。因此，可校正因一些呼吸性的身體活動(dòng)或心跳波動(dòng)而導(dǎo)致的心肌灌注圖像的 動(dòng)態(tài)時(shí)相方向的位置偏移。進(jìn)一步，在本磁共振成像裝置中，監(jiān)控ECG觸發(fā)與動(dòng)態(tài)攝像的時(shí)相之間的對(duì)應(yīng)關(guān) 系，并根據(jù)該時(shí)相的偏移可實(shí)時(shí)對(duì)所設(shè)定的攝像條件進(jìn)行再調(diào)整。據(jù)此，在能夠提高作為動(dòng) 態(tài)攝像的強(qiáng)健性的同時(shí)，可預(yù)先防范因心時(shí)相的晃動(dòng)而導(dǎo)致的無法解析的數(shù)據(jù)的產(chǎn)生，且 可實(shí)現(xiàn)穩(wěn)定的心肌灌注攝像。尤其是，通過應(yīng)用針對(duì)飽和脈沖的反饋，即便對(duì)緊接迄今無法 獲得適當(dāng)?shù)娘柡托?yīng)的心跳之后的切片，也可獲得穩(wěn)定的飽和。如果飽和穩(wěn)定，則可采用如 下方法，即增加針對(duì)心時(shí)相的自由度并且針對(duì)每一 R-R間隔分割出多切片的方法。(第2實(shí)施方式)接下來，對(duì)本發(fā)明的第2實(shí)施方式所涉及的磁共振成像裝置進(jìn)行說明。本實(shí)施方
10式所涉及的磁共振成像裝置是對(duì)于非造影MRA攝像應(yīng)用時(shí)間性調(diào)整處理的裝置。S卩，在本 實(shí)施方式所涉及的磁共振成像裝置中，根據(jù)例如呼吸周期等生物信號(hào)的變動(dòng)，對(duì)Tl、頂脈 沖的翻轉(zhuǎn)角、攝像用的RF脈沖的翻轉(zhuǎn)角中的至少一個(gè)進(jìn)行調(diào)整，獲得因身體活動(dòng)帶來的影 響較少的非造影MRA，上述TI是從施加用于附加Tag的反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖( 脈沖)的施加時(shí) 刻到施加用于成像的最初的RF脈沖的時(shí)刻為止的期間。這樣的非造影MRA攝像方法，從通 過施加頂脈沖而將被檢體的某一區(qū)域在時(shí)間及空間上進(jìn)行標(biāo)記這一層面來考慮，有時(shí)被 稱為 Time-SLIP(Time-Spatial Labeling Inversion pulse 實(shí)時(shí)-空間標(biāo)記反轉(zhuǎn)脈沖) 法。這里所謂‘附加Tag’是指為了將來自血液等的MR信號(hào)與來自其之外的區(qū)域的信 號(hào)比較以高強(qiáng)度或低強(qiáng)度的方式描繪出來(即，為產(chǎn)生對(duì)比)，而對(duì)觀察對(duì)象(例如受關(guān)注 的血管)以縱向磁化的方式在時(shí)間及空間上進(jìn)行標(biāo)記(標(biāo)識(shí)化)。被施加頂脈沖并被當(dāng)作 附加Tag的對(duì)象的被檢體的某一區(qū)域(或者與其對(duì)應(yīng)的圖像上的區(qū)域)被稱為Tag區(qū)域。另外，在IR脈沖中具有‘空間選擇IR脈沖’與‘空間非選擇IR脈沖’。所謂‘空間 選擇頂脈沖’是指將在攝像區(qū)域內(nèi)所選擇的特定空間作為Tag區(qū)域，并為了對(duì)該區(qū)域附加 Tag而被使用的脈沖。另一方面，所謂‘空間非選擇頂脈沖’不是選擇攝像區(qū)域內(nèi)的特定空 間脈沖，而是為了將該整個(gè)攝像區(qū)域作為Tag區(qū)域，并對(duì)該區(qū)域附加Tag而使用的脈沖。后 者可通過選擇的非造影MRA的類別自動(dòng)地進(jìn)行自由地開閉或通過來自輸入部207的規(guī)定的 操作進(jìn)行自由地開閉。在本實(shí)施方式所涉及的磁共振成像裝置1的時(shí)間調(diào)整處理中，為了與患者的呼吸 周期的紊亂相對(duì)應(yīng)，可預(yù)先測(cè)定與呼吸周期相關(guān)的參數(shù)(例如，平均呼氣峰值間隔及呼吸 周期模式的直方圖)，并且進(jìn)行與所預(yù)測(cè)的患者的呼吸周期變化的模式對(duì)應(yīng)的攝像的調(diào)度。 而且，在實(shí)際的掃描中，也反復(fù)執(zhí)行與監(jiān)控的呼吸周期同步的脈沖序列。人類的呼吸周期一般來說為3000msec 5000msec左右。因此，在當(dāng)在例如平均 呼吸周期為比較長(zhǎng)的5000msec左右且穩(wěn)定時(shí)，將TI設(shè)為1500msec左右、將附加Tag的脈 沖的翻轉(zhuǎn)角設(shè)為α = 180度，進(jìn)行非造影MRA攝像的調(diào)度。另一方面，例如，當(dāng)平均呼吸周 期為比較短的3000msec左右時(shí)，將附加Tag的脈沖的翻轉(zhuǎn)角α在例如90°彡α彡180° 的范圍中調(diào)整，并且調(diào)整從呼氣觸發(fā)到附Tag脈沖為止的延遲時(shí)間。而且，根據(jù)需要，也可 調(diào)整矩陣尺寸、攝像用的RF脈沖施加時(shí)刻等。通過這些調(diào)整，例如將TI設(shè)定為1200msec 左右并進(jìn)行非造影MRA攝像的調(diào)度。圖11為表示設(shè)定單個(gè)Tag區(qū)域，以呼氣作為觸發(fā)，對(duì)包括腎動(dòng)脈的區(qū)域進(jìn)行容積 掃描時(shí)的非造影MRA的掃描序列的一個(gè)例子的圖。圖12為表示設(shè)定多個(gè)Tag區(qū)域(在圖12 例中是Tagl、Tag2)，以呼氣作為觸發(fā)，對(duì)包括腎動(dòng)脈的區(qū)域進(jìn)行容積掃描時(shí)的非造影MRA 的掃描序列的一個(gè)例子的圖。而且，圖13為表示在非造影MRA攝像中進(jìn)行處理的流程的流 程圖。以下，按照?qǐng)D13的流程圖，根據(jù)以下例子對(duì)本磁共振圖像裝置進(jìn)行說明，該例子是利 用圖11或圖12所示的序列，執(zhí)行用于在一個(gè)呼吸周期內(nèi)取得規(guī)定的數(shù)據(jù)量(例如一個(gè)切 片編碼量)的掃描，并一邊使得與呼吸同步一邊反復(fù)地執(zhí)行上述掃描，據(jù)此，取得與包括腎 動(dòng)脈的區(qū)域?qū)?yīng)的容積數(shù)據(jù)的情況。如圖13所示，首先，當(dāng)從輸入器13進(jìn)行患者信息、診斷部位、用于成像的掃描序列 等的輸入、選擇時(shí)(步驟S21)，主計(jì)算機(jī)6執(zhí)行定位掃描(步驟S2》，該定位掃描是用于取得在攝像范圍及Tag區(qū)域的設(shè)定中所使用的定位圖像。其次，使用所取得的定位圖像，按照來自輸入器13的輸入，設(shè)定攝像范圍及Tag區(qū) 域(步驟S23)。此時(shí)，例如，如果將Tag區(qū)域設(shè)定為單個(gè)(即，依照如圖11所示的掃描序 列)，則如圖14所示，設(shè)定攝像范圍與Tag區(qū)域，如果將Tag區(qū)域設(shè)定為多個(gè)(即，依照如圖 12所示的掃描序列)，則如圖15所示，設(shè)定攝像范圍與Tag區(qū)域。其次，根據(jù)平均呼吸周期，決定附加Tag的脈沖的翻轉(zhuǎn)角^、11(步驟324)。例 如，當(dāng)平均呼吸周期為3000msec左右時(shí)，在圖11及圖14的例子中，被決定為翻轉(zhuǎn)角α = 120°、！ = 1200msec，在圖12及圖15的例子中，被決定為翻轉(zhuǎn)角α =120°、！ 1 = 1200msec、ΤΙ2 = 600msec。其次，定序器5按照掃描序列，利用所設(shè)定的攝像范圍及Tag區(qū)域執(zhí)行非造影MRA。 例如，在依照?qǐng)D12的掃描序列執(zhí)行的情況下，在從呼氣觸發(fā)起延遲了規(guī)定期間后的時(shí)間， 對(duì)Tag區(qū)域A施加第UR脈沖，進(jìn)而從施加第UR脈沖起經(jīng)過規(guī)定期間后，對(duì)Tag區(qū)域B施 加第2 脈沖(步驟S2Q。在從施加第UR脈沖的時(shí)刻起經(jīng)過期間TIl之后(或從施加第 2IR脈沖的時(shí)刻起經(jīng)過期間TI2之后)，按照規(guī)定序列反復(fù)執(zhí)行成像掃描(步驟S26)。此外，存在如下情況，S卩、在如圖11、圖12所示那樣的以呼氣作為觸發(fā)的掃描序列 中，例如由于患者的身體狀況或精神狀態(tài)等，實(shí)際的呼吸周期變得極短，并且預(yù)先所調(diào)度的 附加Tag的脈沖的翻轉(zhuǎn)角a、TI將不再適合直接使用的情況。例如，存在如下情況，即、對(duì) 于平均呼吸周期為5000msec左右的患者，在調(diào)度中設(shè)翻轉(zhuǎn)角α =180° ,TI = 1200msec, 并在進(jìn)行圖11所示的掃描序列的過程中，突然呼吸周期TB2變?yōu)槎痰嚼?000msec左右 的情況等。在該情況下，從呼吸周期TB2中的掃描結(jié)束時(shí)刻起到呼吸周期TB3的呼氣時(shí)間 為止的期間作2變得極短。因此，存在直接使用事先調(diào)度的附加Tag的脈沖的翻轉(zhuǎn)角α、 TI都無法充分確保用于使磁化恢復(fù)的時(shí)間的情況。本磁共振成像裝置為了即便在這樣的情況下也可獲得對(duì)比穩(wěn)定的MR圖像而具有 再調(diào)整功能與再執(zhí)行功能。所謂再調(diào)整功能是指根據(jù)監(jiān)控中的呼吸周期的變化，動(dòng)態(tài)地調(diào)整在調(diào)度中所決定 的附加Tag的脈沖的翻轉(zhuǎn)角α、ΤΙ。例如，根據(jù)從圖11的呼吸周期ΤΒ2中的掃描結(jié)束時(shí)刻 起到呼吸周期ΤΒ3的呼氣時(shí)間為止的期間Tb2，在從呼吸周期ΤΒ3的呼氣觸發(fā)起到施加附加 Tag的脈沖為止期間內(nèi)，再次計(jì)算適當(dāng)?shù)姆D(zhuǎn)角α、Tl，并實(shí)時(shí)進(jìn)行變更。而且，根據(jù)需要， 變更攝像用的RF脈沖的翻轉(zhuǎn)角。這樣的翻轉(zhuǎn)角α、TI的變更是根據(jù)從各呼吸周期TBi中 的掃描結(jié)束時(shí)刻起到下一個(gè)呼吸周期TBi+Ι的呼氣時(shí)間為止的期間Tbi被動(dòng)態(tài)地執(zhí)行。而 且，當(dāng)存在多個(gè)如圖12所示那樣的Tag區(qū)域時(shí)，對(duì)每個(gè)Tag區(qū)域的每個(gè)附加Tag的脈沖的 翻轉(zhuǎn)角、TI使用再調(diào)整功能。圖16是表示依照再調(diào)整功能而進(jìn)行處理(條件再調(diào)整處理)的流程的流程圖。 如圖16所示，控制部202將呼氣作為觸發(fā)，使用了依照調(diào)度的攝像條件來執(zhí)行攝像(步驟 S31)。其次，控制部202判定在攝像中(圖像收集中)是否產(chǎn)生呼氣觸發(fā)(步驟S3》。當(dāng) 在步驟S32中判定圖像收集中產(chǎn)生呼氣觸發(fā)時(shí)，控制部202將到當(dāng)前正在進(jìn)行的圖像收集 結(jié)束為止的時(shí)間加起來(步驟S33a)。其次，控制部202判定在步驟S33a中所加起來的時(shí)間是否在規(guī)定的閥值以內(nèi)(步 驟，當(dāng)判定為在規(guī)定的閥值內(nèi)時(shí)，控制部202通過縮短呼氣觸發(fā)的等待時(shí)間、縮短從呼氣觸發(fā)起的延遲時(shí)間、縮短從附加Tag的脈沖到成像脈沖為止的等待時(shí)間、抑制附加Tag 的脈沖的翻轉(zhuǎn)角、擴(kuò)大成像脈沖的翻轉(zhuǎn)角等，再設(shè)定用于與(1次呼吸也不空)下一次呼氣 觸發(fā)同步地進(jìn)行攝像的條件(步驟S3fe)。另一方面，當(dāng)在步驟中判定在規(guī)定的閥值外 時(shí)，控制部202再設(shè)定用于與空1次呼吸的呼氣觸發(fā)同步地進(jìn)行攝像的條件(步驟S36a)。 控制部202使用在步驟或步驟S36a中再設(shè)定的條件，執(zhí)行接下來的動(dòng)態(tài)攝像(步驟 S37a)ο而且，在步驟S32中，當(dāng)判定為在圖像收集中未產(chǎn)生呼氣觸發(fā)時(shí)，控制部202將根 據(jù)與預(yù)先所獲得的呼吸周期相關(guān)的參數(shù)，將直到下一次呼氣觸發(fā)為止的時(shí)間加起來(步驟 S33b)。其次，控制部202判定在步驟S3!3b中所加起來的時(shí)間是否處在規(guī)定的閥值以內(nèi) (步驟S34b)，當(dāng)判定在規(guī)定的閥值內(nèi)時(shí)，控制部202通過縮短呼氣觸發(fā)的等待時(shí)間、縮短從 附加Tag的脈沖到成像脈沖為止的等待時(shí)間、抑制附加Tag的脈沖的翻轉(zhuǎn)角、擴(kuò)大成像脈沖 的翻轉(zhuǎn)角等，再設(shè)定與(1次呼吸也不空)下一呼氣觸發(fā)同步、且使圖像收集與呼氣觸發(fā)的 時(shí)間不重復(fù)的條件(步驟，并利用上述條件執(zhí)行接下來的動(dòng)態(tài)攝像(步驟S36b)。另一方面，當(dāng)在步驟S34b中判定為在規(guī)定的閥值外時(shí)，控制部202再設(shè)定用于與 (1次呼吸也不空)下一次呼氣觸發(fā)同步地進(jìn)行攝像的條件(步驟S37b)，利用上述條件進(jìn) 行接下來的動(dòng)態(tài)攝像(步驟S38b)。以上所述的再調(diào)整處理在每次反復(fù)攝像時(shí)都會(huì)被執(zhí)行，并且執(zhí)行一連串的動(dòng)態(tài)攝 像。除最初的調(diào)度外，利用這樣的攝像條件的再調(diào)整功能，即便縮短等待時(shí)間，也能盡可能 地補(bǔ)償由心跳產(chǎn)生的延遲時(shí)間，并且可使相對(duì)于心跳的時(shí)相不錯(cuò)開地進(jìn)行攝像。這樣，再調(diào)整功能對(duì)以下情況非常有用，即從呼吸周期TBi中的掃描結(jié)束時(shí)刻起 到下一個(gè)呼吸周期TBi+Ι的呼氣時(shí)間為止的期間Tbi在一定值以上(例如800ms以上)的 情況。然而，當(dāng)期間Tbi極短到為例如500ms左右時(shí)，即便使用動(dòng)態(tài)調(diào)整功能也無法取得對(duì) 比穩(wěn)定的MR圖像。再執(zhí)行功能是在即便這樣利用動(dòng)態(tài)調(diào)整功能也無法恢復(fù)時(shí)被使用的功 能。即，所謂再執(zhí)行功能是指如下功能，因呼吸周期TBi中的期間Tbi極短，所以在下 一個(gè)呼吸周期TBi+Ι中磁化未充分恢復(fù)，對(duì)在該未充分恢復(fù)的狀態(tài)下所取得的數(shù)據(jù)(例如， 與第i切片編碼對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù))拒絕，而在呼吸周期TBi+2以后的某一個(gè)呼吸周期中再次執(zhí) 行依照與上述呼吸周期TBi+Ι的掃描相同的編碼模式的掃描。而且，在哪個(gè)呼吸周期中進(jìn) 行再執(zhí)行是任意的。作為典型范例可列舉如下情況的例子，在呼吸周期TBi+Ι中磁化未充 分恢復(fù)的狀態(tài)下取得數(shù)據(jù)時(shí)，在下一個(gè)呼吸周期TBi+2中進(jìn)行再執(zhí)行、或大致執(zhí)行了依照 各編碼模式的掃描之后再執(zhí)行。其次，運(yùn)算單元10利用由成像所獲得的MR信號(hào)進(jìn)行圖像重建，生成與包括腎動(dòng)脈 的區(qū)域有關(guān)的容積數(shù)據(jù)。而且，運(yùn)算單元20利用所生成的容積數(shù)據(jù)，生成與所期望的斷面 有關(guān)的MR圖像(步驟S27)。而且，在磁化未充分恢復(fù)的狀態(tài)下所取得的數(shù)據(jù)并未被用于本 步驟的重建中。顯示器12以動(dòng)畫或靜止畫面的形成顯示所生成的MR圖像(步驟S28)。(變形例1)在第2實(shí)施方式中，表示了進(jìn)行使用了三維SSFP(Steady-Mate Free !Recession:穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動(dòng))法的成像的序列(參照?qǐng)D11、圖12)。然而，本發(fā)明并不拘泥于該例子，例如，也可使用三維FSEO^ast Spin-Echo 快速自旋回波)法、三維FASE(Fast Advanced Spin-Echo 高級(jí)快速自旋回波)法等的其他掃描序列進(jìn)行成像。而且，圖像收 集方式可以為單次攝像或多次攝像的任意一種。如果例如圖2的例子是依照單次攝像三維 SSFP法的序列，則在成像I中執(zhí)行第一張的切片編碼，接著，在成像II中執(zhí)行第二張的切片 編碼。另一方面，如果例如圖11、圖12的例子是依照多次攝像O次攝像)三維SSFP法的 序列，則在成像I中執(zhí)行第一張的切片編碼的第一次攝像，接著，在成像II中執(zhí)行第一張的 切片編碼的第二次攝像。(變形例2)在第2實(shí)施方式中，將生物信號(hào)設(shè)為呼吸周期的情況進(jìn)行了例示。然而，并不拘泥 于該例子，本發(fā)明的技術(shù)性思想對(duì)于例如使用ECG波形或脈動(dòng)波形作為生物信號(hào)的非造影 MRA攝像也可適用。根據(jù)如上所述的構(gòu)成，當(dāng)進(jìn)行非造影MRA攝像時(shí)，測(cè)量呼吸周期的變動(dòng)量，并與該 變動(dòng)量相配地進(jìn)行從附加Tag的脈沖到成像脈沖為止的等待時(shí)間、附加Tag的脈沖的翻轉(zhuǎn) 角的抑制、及成像脈沖的翻轉(zhuǎn)角的控制，使動(dòng)態(tài)攝像的時(shí)相與心時(shí)相對(duì)地對(duì)應(yīng)，并能夠根據(jù) 呼吸周期變化的模式對(duì)攝像條件進(jìn)行調(diào)度。因此，可對(duì)因呼吸周期偏差而導(dǎo)致的在非造影 MRA攝像中的動(dòng)態(tài)時(shí)相方向的位置偏移進(jìn)行校正。而且，即便在因例如患者的身體狀況或精神狀態(tài)等，實(shí)際的呼吸周期變短時(shí)，也可 根據(jù)監(jiān)控中的呼吸周期的變化對(duì)在調(diào)度中所決定的附加Tag的脈沖的翻轉(zhuǎn)角α、ΤΙ進(jìn)行動(dòng) 態(tài)地再調(diào)整。進(jìn)而，當(dāng)無法用動(dòng)態(tài)的再調(diào)整進(jìn)行對(duì)應(yīng)、并且磁化未充分地恢復(fù)的狀態(tài)下進(jìn)行 收集數(shù)據(jù)時(shí)，可拒絕該數(shù)據(jù)，而在后續(xù)的某一個(gè)呼吸周期中按照相同的編碼模式而再次執(zhí) 行掃描。因此，即便在患者的呼吸等較紊亂時(shí)，也可實(shí)現(xiàn)高精度的非造影MRA。此外，本發(fā)明并不是限于上述各實(shí)施方式，在實(shí)施階段中在不脫離其要旨的范圍 內(nèi)，可對(duì)構(gòu)成要素進(jìn)行變形并具體化。而且，根據(jù)上述實(shí)施方式中所公開的多個(gè)構(gòu)成要素的 適當(dāng)組合，可形成各種發(fā)明。例如，也可從實(shí)施方式所示的全部構(gòu)成要素中去除若干構(gòu)成要 素。進(jìn)一步，也可適當(dāng)組合在不同的實(shí)施方式中的構(gòu)成要素。產(chǎn)業(yè)上的利用可能性根據(jù)本發(fā)明，可提供一種磁共振成像裝置，無需患者進(jìn)行屏息，通過使動(dòng)態(tài)攝像的 時(shí)相與心時(shí)相相對(duì)地對(duì)應(yīng)，從而執(zhí)行高精度的心肌灌注攝像、非造影MRA。
權(quán)利要求
1.一種磁共振成像裝置，進(jìn)行被檢體的心肌灌注攝像，其特征在于，該磁共振成像裝置 具備攝像單元，通過與上述被檢體的生物信號(hào)同步地對(duì)上述被檢體的心臟進(jìn)行攝像，取得 圖像數(shù)據(jù)；圖像生成單元，根據(jù)上述圖像數(shù)據(jù)，生成與上述被檢體的心臟有關(guān)的圖像， 其中，上述攝像單元在對(duì)上述心臟進(jìn)行攝像前施加用于檢測(cè)上述被檢體的身體活動(dòng) 的探測(cè)脈沖，在施加該探測(cè)脈沖之前，施加空間非選擇的飽和脈沖和局部選擇脈沖，該局部 選擇脈沖對(duì)于要施加上述探測(cè)脈沖的區(qū)域，使基于上述空間非選擇的飽和脈沖的翻轉(zhuǎn)角翻轉(zhuǎn)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述攝像單元根據(jù)利用上述探測(cè)脈沖檢測(cè)出的上述被檢體的身體活動(dòng)，控制上述被檢 體的心臟的攝像位置。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于攝像單元按順序施加上述飽和脈沖、上述局部選擇脈沖、上述探測(cè)脈沖、脂肪抑制脈 沖、磁化穩(wěn)定用虛擬脈沖、用于對(duì)上述心臟進(jìn)行攝像的高頻脈沖。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于 上述生物信號(hào)為ECG波形或脈動(dòng)波形。
5.一種磁共振成像裝置，對(duì)被檢體的規(guī)定部位進(jìn)行攝像，其特征在于，該磁共振成像裝 置具備攝像單元，與上述被檢體的生物信號(hào)同步地，在至少施加一次用于產(chǎn)生對(duì)比的前段脈 沖之后，對(duì)上述被檢體的規(guī)定部位進(jìn)行攝像，從而取得圖像數(shù)據(jù)； 測(cè)量單元，測(cè)量與上述被檢體的上述生物信號(hào)有關(guān)的變動(dòng)量； 圖像生成單元，根據(jù)上述圖像數(shù)據(jù)，生成與上述被檢體的規(guī)定部位有關(guān)的圖像， 其中，上述攝像單元根據(jù)與上述生物信號(hào)有關(guān)的變動(dòng)量，控制從上述前段脈沖的最初 施加起到施加上述攝像中的高頻脈沖為止的時(shí)間、上述前段脈沖的翻轉(zhuǎn)角、上述攝像中的 高頻脈沖的翻轉(zhuǎn)角中的至少一個(gè)。
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 上述規(guī)定部位為心臟，上述生物信號(hào)為ECG波形，上述攝像單元施加空間非選擇的飽和脈沖作為用于產(chǎn)生上述對(duì)比的前段脈沖，并且在 對(duì)上述心臟進(jìn)行攝像前，施加用于檢測(cè)上述被檢體的身體活動(dòng)的探測(cè)脈沖，以及在施加上 述探測(cè)脈沖之前施加局部選擇脈沖，該局部選擇脈沖對(duì)于要施加上述空間非選擇的飽和脈 沖及上述探測(cè)脈沖的區(qū)域，使飽和翻轉(zhuǎn)。
7.根據(jù)權(quán)利要求5所述的磁共振成像裝置，其特征在于 上述規(guī)定部位為血管，上述攝像單元至少施加一次空間選擇反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖，作為用于產(chǎn)生上述對(duì)比的前段脈沖。
8.根據(jù)權(quán)利要求5所述的磁共振成像裝置，其特征在于 上述規(guī)定部位為血管，上述攝像單元施加空間非選擇反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖，作為用于產(chǎn)生上述對(duì)比的前段脈沖。
9.根據(jù)權(quán)利要求5所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述規(guī)定部位為血管，上述攝像單元施加空間非選擇反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖與空間選擇反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖，作為用于產(chǎn)生 上述對(duì)比的前段脈沖。
10.根據(jù)權(quán)利要求5所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述生物信號(hào)為呼吸波形，上述攝像單元根據(jù)監(jiān)控中的上述呼吸波形的周期，從在規(guī)定的呼吸時(shí)相中產(chǎn)生的觸發(fā) 到上述前段脈沖的最初施加為止的期間，動(dòng)態(tài)地變更從上述前段脈沖的最初施加到施加上 述攝像中的高頻脈沖為止的時(shí)間、上述前段脈沖的翻轉(zhuǎn)角、上述攝像中的高頻脈沖的翻轉(zhuǎn) 角中的至少一個(gè)。
11.根據(jù)權(quán)利要求5所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述生物信號(hào)為呼吸波形，上述攝像單元當(dāng)在監(jiān)控中的上述呼吸波形的周期成為規(guī)定的閥值以下時(shí)，在后段的某 一個(gè)呼吸周期中，按照與在成為上述規(guī)定的閥值以下的呼吸周期中所執(zhí)行的掃描相同的編 碼模式，再次執(zhí)行掃描。
12.根據(jù)權(quán)利要求5所述的磁共振成像裝置，其特征在于上述生物信號(hào)為ECG波形、脈動(dòng)波形、呼吸周期中的某一個(gè)。
全文摘要
在進(jìn)行心肌灌注攝像時(shí)，檢測(cè)出由呼吸性的身體活動(dòng)引起的動(dòng)態(tài)時(shí)相方向的位移量，為了根據(jù)該位移量使切片激勵(lì)位置及數(shù)據(jù)收集位置跟蹤身體活動(dòng)，在心臟的攝像前施加用于檢測(cè)被檢體的身體活動(dòng)的探測(cè)脈沖時(shí)，在探測(cè)脈沖施加前，施加空間非選擇的飽和脈沖、以及對(duì)施加上述探測(cè)脈沖的區(qū)域翻轉(zhuǎn)基于上述空間非選擇的飽和脈沖的翻轉(zhuǎn)角的局部選擇脈沖，測(cè)量身體活動(dòng)。
文檔編號(hào)G01R33/48GK102143707SQ200980134450
公開日2011年8月3日 申請(qǐng)日期2009年9月4日 優(yōu)先權(quán)日2008年9月4日
發(fā)明者葛西由守 申請(qǐng)人:東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會(huì)社, 株式會(huì)社東芝