專利名稱：磁共振圖像診斷裝置及其控制方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明是關(guān)于適合將頭部等磁化率強(qiáng)調(diào)圖像(SWI圖像 susceptibility-weighted imaging圖像)攝像的磁共振圖像診斷裝置及其控制方法。為了敏銳地反映局部磁場(chǎng)不均而將關(guān)心區(qū)域中磁化率差異圖像化的攝像法，由梯度回波法進(jìn)行的T2*強(qiáng)調(diào)圖像被廣泛利用。T2*強(qiáng)調(diào)攝像應(yīng)用于頭部時(shí)，一般是進(jìn)行由梯度矩置零(GMN gradient moment nulling)進(jìn)行的重相(r印hase)，排除血流給畫質(zhì)帶來的影響后，得到T2*強(qiáng)調(diào)圖像。T2*強(qiáng)調(diào)圖像，由于回波時(shí)間越較長(zhǎng)磁化率差異越能反映到對(duì)比度中，所以攝像時(shí)一般將回波時(shí)間設(shè)定地較長(zhǎng)。另外，作為對(duì)磁化率變化比T2*強(qiáng)調(diào)更敏銳的攝像法，比如Magn Reson Med 52 :612-618,2004(以下稱為第1文獻(xiàn))中提出的對(duì)絕對(duì)值圖像實(shí)施相位強(qiáng)調(diào)處理的方法。圖14表示在切片、相位編碼、讀出這3軸進(jìn)行1次GMN的3維(3D)梯度回波法的脈沖序列。在觀察到回波信號(hào)(Echo)峰值的時(shí)刻，相移只由磁化率的差來產(chǎn)生時(shí)，其移動(dòng)量與磁化率的差成比例。另外，不考慮磁化率引起的相位變化時(shí)，相當(dāng)于回波時(shí)間(TE)的期間作為積分區(qū)間，施加梯度磁場(chǎng)所引發(fā)的自旋的相移量由下面的(1)式表示。[公式1]這里，γ大致是2 π X42. 6ΜΗζ/Τ的磁致旋轉(zhuǎn)比。G(t)是梯度磁場(chǎng)波形矢量，在切片、相位編碼、讀出各個(gè)軸中，與(iss、Gpe、Gro對(duì)應(yīng)。r0、v0、a0分別表示時(shí)刻t = 0時(shí)自旋的位置、速度、加速度的矢量。(1)式中的各項(xiàng)依次表示位置、速度、加速度所引起的相位變化，分別與0次、1次、 2次的梯度矩(gradient moment)對(duì)應(yīng)。(1)式中省略了 3次以上的矩，但3次以上的高次矩也對(duì)相位變化起作用。GMN是指，到某次為止的梯度矩在TE中決定G(t)，使之為例如0這樣盡可能小的值，也叫做重相。但是，相位編碼中，每個(gè)編碼步驟中0次矩是變化的。因此，相位編碼軸中的GMN時(shí)，TE中的矩，在0次是由每個(gè)編碼步驟決定的某個(gè)值，1次以上是例如0這樣盡可能小的值。具有流動(dòng)自旋的血液等，只是0次的GMN時(shí)，在(1)式的1次以上的矩項(xiàng)中不進(jìn)行重相，發(fā)生伴隨流動(dòng)的相位變化。因此，因相位的分散，血流的自旋矢量之和變小，信號(hào)不
背景技術(shù)：
集中，血流呈現(xiàn)為低信號(hào)。這時(shí)，由于流速導(dǎo)致相位分散各不相同，有的血液相位分散不充分，不是十分低的信號(hào)，有時(shí)會(huì)成為產(chǎn)生血流引起的偽影的原因。因此，對(duì)頭部進(jìn)行T2*強(qiáng)調(diào)攝像中得到排除了血流等流動(dòng)影響的圖像時(shí)，必須至少進(jìn)行1次以上的GMN。GMN進(jìn)行到幾次為止，取決于TE內(nèi)G(t)在該次數(shù)能否重相，但越進(jìn)行高次重相越能夠降低流動(dòng)的影響。第1文獻(xiàn)中，提出了對(duì)頭部的T2*強(qiáng)調(diào)圖像進(jìn)行相位強(qiáng)調(diào)處理、以進(jìn)一步強(qiáng)調(diào)磁化率的方法，上述頭部T2 *強(qiáng)調(diào)圖像是利用對(duì)3軸進(jìn)行1次重相的梯度回波法得到的，其內(nèi)容如下。相位強(qiáng)調(diào)處理前的原來的絕對(duì)值圖像，是反映了由1次重相將血流影響排除的磁化率差異的圖像。另外，著眼于相位數(shù)據(jù)時(shí)，(1)式中2次以上的矩沒有進(jìn)行重相。但是， 由到1次為止的重相，血流等的流動(dòng)影響大體可以排除，自旋的相移考慮到磁化率引起的相位變化占優(yōu)勢(shì)時(shí)，可以認(rèn)為相移表示組織間的磁化率差異。根據(jù)相位數(shù)據(jù)制作相移越大信號(hào)值越低的相位掩模圖像，并將其與絕對(duì)值圖像多次相乘，能夠得到使磁化率引起的相位變化更加強(qiáng)調(diào)的圖像。由這種方法得到的圖像，將組織間磁化率的差異作為對(duì)比度差來反映。頭部中，由于脫氧血紅蛋白濃度高的靜脈血和氧合血紅蛋白濃度高的周圍組織之間磁化率的差異很大，所以對(duì)頭部的T2*圖像進(jìn)行相位掩模處理后，能夠得到靜脈描繪提高的圖像。該方法還報(bào)告了用于果敢靜脈照影術(shù)(BLOD venography)等的有效性。通過第1文獻(xiàn)公開的技術(shù)，能夠得到提高了靜脈描繪能力的磁化率強(qiáng)調(diào)圖像，但缺點(diǎn)是與靜脈相比、磁化率不均勻性較小的動(dòng)脈的描繪能力沒有得到提高，流動(dòng)效果無法反映到對(duì)比度上。另外，第1文獻(xiàn)所公開的技術(shù)中，為了提高靜脈的描繪能力而必須多次進(jìn)行相位掩模處理，因此，靜脈與其附近的相位差更加被強(qiáng)調(diào)，導(dǎo)致靜脈血管腔的過大評(píng)價(jià)和磁化率效應(yīng)所伴隨的偽影的強(qiáng)調(diào)等缺點(diǎn)。第1文獻(xiàn)所公開的技術(shù)中，能夠生成反映了只由磁化率支配相位變化的相位掩模，但不進(jìn)行2次以上的GMN、只進(jìn)行1次重相，因此，無法防止具有搏動(dòng)和復(fù)雜行走的血管的存在等中、由2次以上的矩所引起的偽影的發(fā)生。

發(fā)明內(nèi)容
鑒于上述情況，第1，希望能夠以較好的精度描繪出流動(dòng)或者流動(dòng)及磁化率的效^ ο第2，希望能夠再減少流動(dòng)對(duì)相移的影響，提高靜脈的描繪能力。根據(jù)本發(fā)明第1方式的磁共振圖像診斷裝置，具有發(fā)生單元，發(fā)生分別沿著切片軸、相位編碼軸及讀出軸的切片梯度磁場(chǎng)、相位編碼梯度磁場(chǎng)及讀出梯度磁場(chǎng)；設(shè)定單元，針對(duì)上述切片軸、上述相位編碼軸及上述讀出軸中的至少1個(gè)軸，設(shè)定用于強(qiáng)調(diào)被檢體的關(guān)心區(qū)域的動(dòng)脈及靜脈血流所引起的信號(hào)下降的失相(cbphase)量；以及控制單元，針對(duì)由上述設(shè)定單元設(shè)定了上述失相量的軸，利用含有與該失相量對(duì)應(yīng)的失相梯度磁場(chǎng)脈沖的梯度回波脈沖序列，來控制上述發(fā)生單元。根據(jù)本發(fā)明第2方式的磁共振圖像診斷裝置，具有發(fā)生單元，發(fā)生分別沿著切片軸、相位編碼軸及讀出軸的切片梯度磁場(chǎng)、相位編碼梯度磁場(chǎng)及讀出梯度磁場(chǎng)；以及控制單元，控制上述發(fā)生單元，以便進(jìn)行與上述切片軸、上述相位編碼軸及上述讀出軸中的至少1個(gè)軸相關(guān)的自旋的1次至η次重相，同時(shí)實(shí)現(xiàn)使回波時(shí)間的長(zhǎng)度適合消除被檢體的關(guān)心區(qū)域的靜脈相移的梯度回波脈沖序列，其中，η為2以上的整數(shù)。根據(jù)本發(fā)明第3方式的磁共振圖像診斷裝置，具有發(fā)生單元，發(fā)生分別沿著切片軸、相位編碼軸及讀出軸的切片梯度磁場(chǎng)、相位編碼梯度磁場(chǎng)及讀出梯度磁場(chǎng)；設(shè)定單元，針對(duì)上述切片軸、上述相位編碼軸及上述讀出軸中的至少1個(gè)軸，設(shè)定用于強(qiáng)調(diào)被檢體的關(guān)心區(qū)域的動(dòng)脈及靜脈血流所引起的信號(hào)下降的失相量；以及控制單元，針對(duì)由上述設(shè)定單元來設(shè)定了上述失相量的軸，利用含有與該失相量對(duì)應(yīng)的梯度磁場(chǎng)脈沖的非對(duì)稱自旋回波脈沖序列，來控制上述發(fā)生單元。根據(jù)本發(fā)明第4方式的磁共振圖像診斷裝置，具有發(fā)生單元，發(fā)生分別沿著切片軸、相位編碼軸及讀出軸的切片梯度磁場(chǎng)、相位編碼梯度磁場(chǎng)及讀出梯度磁場(chǎng)；控制單元，控制上述發(fā)生單元，以進(jìn)行與上述切片軸、上述相位編碼軸及上述讀出軸中的至少1個(gè)軸相關(guān)的自旋的1次至η次重相，同時(shí)實(shí)現(xiàn)使回波時(shí)間的長(zhǎng)度適合消除被檢體關(guān)心區(qū)域的靜脈相移的非對(duì)稱自旋回波脈沖序列，其中，η為2以上的整數(shù)。根據(jù)本發(fā)明第5方式的控制方法，是一種具有發(fā)生單元的磁共振圖像診斷裝置的控制方法，該發(fā)生單元發(fā)生分別沿著切片軸、相位編碼軸及讀出軸的切片梯度磁場(chǎng)、相位編碼梯度磁場(chǎng)及讀出梯度磁場(chǎng)，其特征在于，針對(duì)上述切片軸、上述相位編碼軸及上述讀出軸中的至少1個(gè)軸，設(shè)定用于強(qiáng)調(diào)被檢體關(guān)心區(qū)域的動(dòng)脈及靜脈血流所引起的信號(hào)下降的失相量，針對(duì)設(shè)定了上述失相量的軸，利用含有與該失相量對(duì)應(yīng)的失相梯度磁場(chǎng)脈沖的梯度回波脈沖序列，來控制上述發(fā)生單元。根據(jù)本發(fā)明第6方式的控制方法，是一種具有發(fā)生單元的磁共振圖像診斷裝置的控制方法，上述發(fā)生單元發(fā)生分別沿著切片軸、相位編碼軸及讀出軸的切片梯度磁場(chǎng)、相位編碼梯度磁場(chǎng)及讀出梯度磁場(chǎng)，其特征在于，控制上述發(fā)生單元，以便進(jìn)行與上述切片軸、上述相位編碼軸及上述讀出軸中的至少1個(gè)軸相關(guān)的自旋的1次至η次重相，同時(shí)實(shí)現(xiàn)使回波時(shí)間的長(zhǎng)度適合消除被檢體關(guān)心區(qū)域的靜脈相移的梯度回波脈沖序列，其中，η為2以上的整數(shù)。根據(jù)本發(fā)明第7方式的控制方法，是一種具有發(fā)生單元的磁共振圖像診斷裝置的控制方法，上述發(fā)生單元發(fā)生分別沿著切片軸、相位編碼軸及讀出軸的切片梯度磁場(chǎng)、相位編碼梯度磁場(chǎng)及讀出梯度磁場(chǎng)，其特征在于，針對(duì)上述切片軸、上述相位編碼軸及上述讀出軸中的至少1個(gè)軸，設(shè)定用于強(qiáng)調(diào)被檢體關(guān)心區(qū)域的動(dòng)脈及靜脈血流所引起的信號(hào)下降的失相量，針對(duì)設(shè)定了上述失相量的軸，利用含有與該失相量對(duì)應(yīng)的梯度磁場(chǎng)脈沖的非對(duì)稱自旋回波脈沖序列，來控制上述發(fā)生單元。根據(jù)本發(fā)明第8方式的控制方法，是一種具有發(fā)生單元的磁共振圖像診斷裝置的控制方法，上述發(fā)生單元發(fā)生分別沿著切片軸、相位編碼軸及讀出軸的切片梯度磁場(chǎng)、相位編碼梯度磁場(chǎng)及讀出梯度磁場(chǎng)，其特征在于，控制上述發(fā)生單元，以便進(jìn)行與上述切片軸、上述相位編碼軸及上述讀出軸中的至少1個(gè)軸相關(guān)的自旋的1次至η次重相，同時(shí)實(shí)現(xiàn)使回波時(shí)間的長(zhǎng)度適合消除被檢體關(guān)心區(qū)域的靜脈相移的非對(duì)稱自旋回波脈沖序列，其中，η為2以上的整數(shù)。
根據(jù)本發(fā)明第9方式的磁共振圖像診斷裝置，具有一種磁共振圖像診斷裝置，其特征在于，具有收集單元，收集在被檢體中產(chǎn)生的磁共振信號(hào)，上述磁共振信號(hào)是通過向靜磁場(chǎng)中的上述被檢體施加分別沿著切片軸、相位編碼軸及讀出軸的切片梯度磁場(chǎng)、相位編碼梯度磁場(chǎng)及讀出梯度磁場(chǎng)，并施加高頻脈沖而產(chǎn)生的；本掃描控制單元，使與上述切片軸、上述相位編碼軸及上述讀出軸中的至少1個(gè)軸相關(guān)的自旋失相，同時(shí)使與至少1個(gè)軸相關(guān)的自旋的失相量在與1幅圖像相關(guān)的上述磁共振信號(hào)的收集途中至少變化1次，并利用梯度回波脈沖序列控制上述收集單元。根據(jù)本發(fā)明第10方式的控制方法，是一種具有收集單元的磁共振圖像診斷裝置的控制方法，上述收集單元收集被檢體中產(chǎn)生的磁共振信號(hào)，上述磁共振信號(hào)是通過向靜磁場(chǎng)中的上述被檢體施加分別沿著切片軸、相位編碼軸及讀出軸的切片梯度磁場(chǎng)、相位編碼梯度磁場(chǎng)及讀出梯度磁場(chǎng)，并同時(shí)施加高頻脈沖而產(chǎn)生的，所述控制方法的特征在于，使與上述切片軸、上述相位編碼軸及上述讀出軸中的至少1個(gè)軸相關(guān)的自旋失相，同時(shí)使與至少1個(gè)軸相關(guān)的自旋的失相量在與1幅圖像相關(guān)的上述磁共振信號(hào)的收集途中至少變化1次，并利用梯度回波脈沖序列控制上述收集單元。本發(fā)明的附加對(duì)象和優(yōu)點(diǎn)將會(huì)在下面的描述中說明，一部分將會(huì)從描述中明顯看出，或者可能從本發(fā)明的實(shí)踐中得到。下文中，通過結(jié)合各種手段，將會(huì)明確指出本發(fā)明的對(duì)象和優(yōu)點(diǎn)。本發(fā)明的附圖是說明書的一部分，舉例說明了本發(fā)明的結(jié)構(gòu)，和上述整體描述以及下述具體描述一起說明本發(fā)明的原理。


圖1表示本發(fā)明第1及第2實(shí)施方式的磁共振成像裝置的結(jié)構(gòu)。圖2是由圖1中主計(jì)算機(jī)16進(jìn)行的第1實(shí)施方式中的處理流程圖。圖3表示第1實(shí)施方式中的脈沖序列。圖4與圖5—起表示重相與失相的序列差異。圖5與圖4 一起表示重相與失相的序列差異。圖6A-6C表示由第1實(shí)施方式得到的minIP圖像和由以往方法得到的圖像的一例。圖7A-7F表示改變b值生成的minIP圖像的幾個(gè)例子。圖8表示回波時(shí)間的調(diào)整例。圖9表示以往的SWI中，與垂直于靜磁場(chǎng)方向的剖面相關(guān)的、由minIP得到的圖像的一例。圖10表示將以往的SWI中忽略極性的相移強(qiáng)調(diào)所得到的圖像、對(duì)垂直于靜磁場(chǎng)方向的剖面、進(jìn)行minIP后得到的圖像的一例。圖11表示由第1實(shí)施方式得到的圖像的一例。圖12表示第2實(shí)施方式中的脈沖序列。圖13表示非對(duì)稱自旋回波脈沖序列的一例。圖14表示以往例的脈沖序列。
圖15表示FSBB圖像的一例。圖16表示FSBB圖像的一例。圖17表示用于FSBB成像的圖1中的主計(jì)算機(jī)處理順序的流程圖。圖18表示在圖1中的顯示器中顯示準(zhǔn)備圖像的顯示畫面的一例。圖19表示本發(fā)明一實(shí)施方式中梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度的每個(gè)編碼步驟的變化狀態(tài)。圖20表示本發(fā)明一實(shí)施方式中b值的每個(gè)編碼步驟的變化狀態(tài)。圖21表示本發(fā)明一實(shí)施方式中本掃描時(shí)脈沖序列的一例。圖22表示以往FSBB成像的脈沖序列的一例。圖23表示以穿通枝描繪為目的、改變b值同時(shí)攝像的頭部圖像例。圖M表示以穿通枝描繪為目的、由同一個(gè)b值攝像的頭部圖像例。圖25表示由相位對(duì)比法來攝像的圖像的一例。圖沈表示以往的b值設(shè)定情況的一例。圖27表示將b值維持為一定所必需的梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度的變化。
具體實(shí)施例方式下面參照

本發(fā)明第1至第3實(shí)施方式。圖1表示本發(fā)明第1及第3實(shí)施方式的磁共振成像裝置(以下稱為MRI裝置)100 的結(jié)構(gòu)。該MRI裝置100具有裝載被檢體200的床部；發(fā)生靜磁場(chǎng)的靜磁場(chǎng)發(fā)生部；用于向靜磁場(chǎng)付加位置信息的梯度磁場(chǎng)發(fā)生部；收發(fā)高頻信號(hào)的收發(fā)部；承擔(dān)系統(tǒng)整體的控制及圖像重建的控制 運(yùn)算部。并且MRI裝置100中，作為上述各部的結(jié)構(gòu)要素，具有磁鐵1、 靜磁場(chǎng)電源(static power supply) 2、勻場(chǎng)線圈(shim coil) 3、勻場(chǎng)線圈電源(shim power supply)4、桌面5、梯度磁場(chǎng)線圈單元(gradient coil unit)6、梯度磁場(chǎng)電源(static power supply) 7、RF線圈單元8、發(fā)射器9T、接收器9R、定序器(順序控制器)10、運(yùn)算單元 11、存儲(chǔ)單元12、顯示器13、輸入器14、聲音發(fā)生器15以及主計(jì)算機(jī)16。另外，MRI裝置100 與計(jì)測(cè)作為表示被檢體200心時(shí)相信號(hào)的ECG信號(hào)的心電計(jì)測(cè)部連接。靜磁場(chǎng)發(fā)生部含有磁鐵1和靜磁場(chǎng)電源2。作為磁鐵1，例如可以使用超導(dǎo)磁體和常導(dǎo)磁體。靜磁場(chǎng)電源2向磁鐵1提供電流。這樣，靜磁場(chǎng)發(fā)生部在送入被檢體200的圓筒狀空間(診斷用空間)中發(fā)生靜磁場(chǎng)氏。該靜磁場(chǎng)Btl的磁場(chǎng)方向與診斷用空間的軸方向(Z軸方向)大致一直。靜磁場(chǎng)發(fā)生部中還設(shè)置了勻場(chǎng)線圈3。該勻場(chǎng)線圈3，通過主計(jì)算機(jī)16控制下的勻場(chǎng)線圈電源4的電流供給，發(fā)生用于使靜磁場(chǎng)均勻化的校正磁場(chǎng)。床部將承載被檢體200的桌面5送入診斷用空間或從診斷用空間送出。梯度磁場(chǎng)發(fā)生部含有梯度磁場(chǎng)線圈單元6和梯度磁場(chǎng)電源7。梯度磁場(chǎng)線圈單元 6設(shè)置在磁鐵1的內(nèi)側(cè)。梯度磁場(chǎng)線圈單元6具有用于發(fā)生互相垂直的X軸方向、Y軸方向及Z軸方向的各梯度磁場(chǎng)的3組線圈6x、6y、6z。梯度磁場(chǎng)電源7在定序器10的控制下，提供用于使線圈6x、線圈6y、線圈6z發(fā)生梯度磁場(chǎng)的脈沖電流。梯度磁場(chǎng)發(fā)生部，通過控制由梯度磁場(chǎng)電源7提供給線圈6x、6y、6z的脈沖電流，合成作為物理軸的3軸(X軸、Y軸及 Z軸)方向上的各梯度磁場(chǎng)，任意設(shè)定互相垂直的切片梯度磁場(chǎng)(iss、相位編碼梯度磁場(chǎng)Gps 以及讀出(頻率編碼)梯度磁場(chǎng)Gre所構(gòu)成的邏輯軸方向的各梯度磁場(chǎng)。切片、相位編碼及讀出的各梯度磁場(chǎng)(^ss、Gps及Gre與靜磁場(chǎng)Btl重疊。收發(fā)部含有RF線圈單元8、發(fā)射器9T及接收器9R。RF線圈單元8設(shè)置在診斷用空間中被檢體200附近。發(fā)射器9T及接收器9R與RF線圈單元8連接。發(fā)射器9T及接收器9R在定序器10的控制下動(dòng)作。發(fā)射器9T向RF線圈單元8提供用于產(chǎn)生核磁共振(NMR) 的拉莫爾頻率的RF電流脈沖。接收器9R獲取RF線圈單元8所接收到的回波信號(hào)等MR信號(hào)(高頻信號(hào))，并對(duì)其實(shí)施前置放大、中頻轉(zhuǎn)換、相位檢波、低頻放大或者濾波等各種信號(hào)處理后，進(jìn)行A/D轉(zhuǎn)換，生成數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)(原始數(shù)據(jù))?？刂啤み\(yùn)算部含有定序器10、運(yùn)算單元11、存儲(chǔ)單元12、顯示器13、輸入器14、聲音發(fā)生器15及主計(jì)算機(jī)16。定序器10具有CPU及存儲(chǔ)器。定序器10將從主計(jì)算機(jī)16送來的脈沖序列信息存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器中。定序器10的CPU根據(jù)存儲(chǔ)器中存儲(chǔ)的序列信息，控制梯度磁場(chǎng)電源7、發(fā)射器9T及接收器9R的動(dòng)作，并且一旦輸入接收器9R輸出的原始數(shù)據(jù)，就將其轉(zhuǎn)送至運(yùn)算單元11。這里，序列信息是指，使梯度磁場(chǎng)電源7、發(fā)射器9T及接收器9R按照一串脈沖序列動(dòng)作所必需的所有信息，例如包含施加到線圈6x、6y、6z上的脈沖電流的強(qiáng)度、施加時(shí)間以及施加定時(shí)等相關(guān)的信息。定序器10的功能是，在主計(jì)算機(jī)16的控制下，利用包含與主計(jì)算機(jī)16所設(shè)定的失相量對(duì)應(yīng)的失相梯度磁場(chǎng)脈沖的梯度回波脈沖序列，控制梯度磁場(chǎng)發(fā)生部。定序器10還有一個(gè)功能是，在主計(jì)算機(jī)16的控制下，控制梯度磁場(chǎng)發(fā)生部，使失相量不同地產(chǎn)生與同一切片相關(guān)的多組磁共振信號(hào)。運(yùn)算單元11通過定序器10輸入接收器9R所輸出的原始數(shù)據(jù)。運(yùn)算單元11將輸入的原始數(shù)據(jù)設(shè)置在內(nèi)部存儲(chǔ)器中設(shè)定的k空間(也稱為傅立葉空間或頻率空間)，將設(shè)置在該k空間的數(shù)據(jù)進(jìn)行2維或3維的傅立葉轉(zhuǎn)換后重建成實(shí)空間的圖像數(shù)據(jù)。另外，運(yùn)算單元11根據(jù)需要也可以實(shí)施與圖像相關(guān)的數(shù)據(jù)合成處理和差分運(yùn)算處理(也包含加權(quán)差分處理)。該合成處理包括對(duì)每個(gè)像素加像素值的處理、最大密度投影(MIP)處理、最小密度投影(minIP)等。另外，作為上述合成處理的其他例子，可以在傅立葉空間上進(jìn)行多個(gè)幀的軸的整合后，合成這些多個(gè)幀的原始數(shù)據(jù)，得到1幀的原始數(shù)據(jù)。加法處理包括單純加法處理、加法平均處理或加權(quán)加法處理等。存儲(chǔ)單元12存儲(chǔ)重建后的圖像數(shù)據(jù)、實(shí)施了上述合成處理和差分處理后的圖像數(shù)據(jù)。顯示器13在主計(jì)算機(jī)16的控制下顯示應(yīng)向操作者提示的各種圖像。作為顯示器 13，可以使用液晶顯示器等顯示裝置。利用輸入器14輸入操作者所希望的掃描條件、脈沖序列、與圖像合成及差分運(yùn)算相關(guān)的信息等的各種信息。輸入器14將輸入的信息發(fā)送到主計(jì)算機(jī)16。作為輸入器14， 可以適當(dāng)?shù)鼐哂惺髽?biāo)和軌跡球等位置指示裝置、模式轉(zhuǎn)換開關(guān)等選擇裝置、或者鍵盤等輸入裝置。聲音發(fā)生器15，在主計(jì)算機(jī)16發(fā)出指令時(shí)，將閉氣開始及閉氣結(jié)束的信息作為聲
立公山
曰反出ο主計(jì)算機(jī)16具有通過實(shí)施預(yù)定軟件順序來實(shí)現(xiàn)的各種功能。其功能之一就是總括MRI裝置100的各部的動(dòng)作，以實(shí)現(xiàn)用已有的MRI裝置實(shí)現(xiàn)的各種動(dòng)作。上述功能之一就是，關(guān)于切片軸、相位編碼軸及讀出軸中至少1個(gè)軸，設(shè)定用于強(qiáng)調(diào)被檢體200關(guān)心區(qū)域
9的動(dòng)脈及靜脈血流所引起的信號(hào)下降的失相量。上述功能之一，是控制定序器10，以便針對(duì)設(shè)定了失相量的軸，利用包含與該失相量對(duì)應(yīng)的失相梯度磁場(chǎng)脈沖的梯度回波脈沖序列來進(jìn)行磁共振信號(hào)的收集。上述功能之一是判定作為強(qiáng)調(diào)信號(hào)下降的對(duì)象的部位。上述功能之一，是控制定序器10，使失相量不同地產(chǎn)生與同一切片相關(guān)的多組磁共振信號(hào)。上述功能之一是控制運(yùn)算單元11，以便根據(jù)多個(gè)磁共振信號(hào)分別生成與關(guān)心區(qū)域相關(guān)的多個(gè)準(zhǔn)備圖像。上述功能之一是控制顯示器13，顯示多個(gè)準(zhǔn)備圖像。上述功能之一是判定多個(gè)準(zhǔn)備圖像中操作者所期望的1個(gè)準(zhǔn)備圖像。上述功能之一是從根據(jù)磁共振信號(hào)求出的相移中減去組織已知磁化率所決定的相移量，以求出與組織的流動(dòng)對(duì)應(yīng)的相移。主計(jì)算機(jī)16在位置決定用掃描等準(zhǔn)備工作之后，實(shí)施成像掃描。成像掃描是收集圖像重建所必需的回波數(shù)據(jù)組的掃描，這里設(shè)定為2維掃描。成像掃描可以并用根據(jù)ECG 信號(hào)的心電門法進(jìn)行。而且，該ECG門法根據(jù)情況，也可以不并用。心電計(jì)測(cè)部含有ECG傳感器17和ECG單元18。ECG傳感器17附著在被檢體200 的體表，將被檢體200的ECG信號(hào)作為電信號(hào)(以下稱為傳感器信號(hào))檢測(cè)出。ECG單元 18對(duì)傳感器信號(hào)實(shí)施包含數(shù)字化處理的各種處理后，向主計(jì)算機(jī)16及定序器10輸出。作為該心電計(jì)測(cè)部，例如可以使用矢量心電計(jì)。該心電計(jì)測(cè)部中的傳感器信號(hào)，在實(shí)施與被檢體200心時(shí)相同步的掃描時(shí)，有必要時(shí)用于定序器10。下面詳細(xì)說明上述結(jié)構(gòu)的MRI裝置100的動(dòng)作。(第1實(shí)施方式)下面說明第1實(shí)施方式。該第1實(shí)施方式與第1目的對(duì)應(yīng)。圖2是第1實(shí)施方式中用于攝像的主計(jì)算機(jī)16的處理流程圖。步驟Sal中，主計(jì)算機(jī)16指示定序器10進(jìn)行數(shù)據(jù)收集。收到該指示后，定序器10 如下述說明這樣進(jìn)行數(shù)據(jù)收集。圖3表示第1實(shí)施方式中的脈沖序列。圖3所示的波形從上到下依次表示向攝像對(duì)象施加的高頻脈沖(RF)、切片方向的梯度磁場(chǎng)波形(Gss)、相位編碼方向的梯度磁場(chǎng)波形(Gpe)、讀出方向的梯度磁場(chǎng)波形(Gro)以及回波信號(hào)(Echo)。由圖3可得知，第1實(shí)施方式中的脈沖序列按照梯度回波法，與圖14所示的以往脈沖序列類似。但是，以往是進(jìn)行重相以排除流動(dòng)的影響，以便只由磁化率支配相移，然后進(jìn)行根據(jù)梯度回波法的攝像；與之相對(duì)，第1實(shí)施方式中，進(jìn)行失相以得到將流動(dòng)強(qiáng)調(diào)后的圖像，這一點(diǎn)是不同的。即，使各梯度磁場(chǎng)與圖14不同，以產(chǎn)生失相。圖4及圖5表示重相與失相的序列的差異，簡(jiǎn)單說明重相與失相的G(t)差異。為了簡(jiǎn)便，將G(t)作為矩形波表示。RF施加時(shí)刻為0、回波時(shí)間(TE)為3，圖4中以1個(gè)間隔的時(shí)間施加1、_2、1的梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度，圖5中以1.5間隔的時(shí)間施加_1、1的梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度。這時(shí)，0次矩、即/ G(t) dt都為0。另外，求1次矩、即/ G(t)tdt時(shí)，圖4中為0，G(t)為重相，而圖5中為2. 25， G(t)為失相。因此，圖3所示的圖中，重相與失相的差異在于，由攝像條件來決定值的Gss 最初的梯形波和Gro最后的梯形波之外的各梯形波中的梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度，即同時(shí)施加了梯度磁場(chǎng)(^ss、Gpe、Gro的部分的梯度磁場(chǎng)強(qiáng)度不同。重相控制梯度磁場(chǎng)，以消除引流動(dòng)的影響引起的信號(hào)變動(dòng)。重相時(shí)，校正血流的相位變化后，將血流信號(hào)作為沒有降低的高信號(hào)來收集。與之相反，失相是積極地發(fā)生流動(dòng)的影響所引起的信號(hào)變動(dòng)。失相中，流動(dòng)的血流等流動(dòng)的自旋的相位分散因梯度磁場(chǎng)而更加加重。失相中，由于流動(dòng)的自旋矢量之和變小，即流動(dòng)信號(hào)中，振幅成分的衰減變得更大，所以流動(dòng)信號(hào)被抑制，作為低信號(hào)而被收集。圖3中只圖示了相當(dāng)于ITE的期間?？梢允褂脠D3所示的將序列作為基礎(chǔ)的自旋扭曲(spin warp)法、平面回波法和多重回波法中任意一種方法。自旋扭曲法中，每個(gè)比TE 長(zhǎng)的重復(fù)周期TR中重復(fù)RF激勵(lì)和回波信號(hào)的收集。平面回波法中，對(duì)于每個(gè)重復(fù)周期TR 的1次RF激勵(lì)，收集與k空間的多條線相關(guān)的回波信號(hào)。多重回波法中，每個(gè)重復(fù)周期TR 進(jìn)行1次RF激勵(lì)，同時(shí)對(duì)于這1次RF激勵(lì)，收集與多個(gè)圖像的k空間的同一條線相關(guān)的回波信號(hào)。步驟&12中，主計(jì)算機(jī)16指示運(yùn)算單元11，進(jìn)行根據(jù)上述方式收集的數(shù)據(jù)的圖像重建。根據(jù)該指示，運(yùn)算單元11例如利用眾所周知的方法進(jìn)行圖像重建。由該圖像重建， 得到振幅圖像、相位圖像及3D(3維)體數(shù)據(jù)。 步驟 3中，主計(jì)算機(jī)16指示運(yùn)算單元11，進(jìn)行與重建后的圖像相關(guān)的內(nèi)插處理。 根據(jù)該指示，運(yùn)算單元11例如利用眾所周知的方法進(jìn)行內(nèi)插處理。該內(nèi)插處理也可以省略。步驟Sa4中，主計(jì)算機(jī)16指示運(yùn)算單元11，生成合成圖像。根據(jù)該指示，運(yùn)算單元 11生成振幅圖像與相位圖像的合成圖像。例如，運(yùn)算單元11根據(jù)相位圖像生成表示了相移大的部分和小的部分的相位掩模圖像。該相位掩模圖像中，在相位圖像上，相位超前(滯后)的部分的像素為0，沒有相位差的部分的像素為1。即，相位圖像是表示了磁化率變大的部分(相位不同的部分)和變小的部分。該相位掩模圖像是通過對(duì)相位圖像實(shí)施濾波處理來除去了低頻成分的相位散亂的相位圖像。作為濾波處理，有使相位圖像通過高通濾波器(High-pass filter)的處理或者通過低通濾波器(low-pass filter)的對(duì)前后相位圖像進(jìn)行差分的處理等。運(yùn)算單元11，通過將這樣生成的相位掩模圖像和振幅圖像相乘規(guī)定次數(shù)(1次 多次)，能夠得到更加強(qiáng)調(diào)磁化率引起的相位變化的SWI圖像。該處理也可以省略。步驟Sa5中，主計(jì)算機(jī)16指示運(yùn)算單元11，生成顯示用圖像。根據(jù)該指示，運(yùn)算單元11例如利用眾所周知的方法生成顯示用圖像。該處理是將血管作為連續(xù)管來表現(xiàn)時(shí)進(jìn)行的。作為該處理的方法，例如使用最大密度投影處理(MIP)、最小密度投影處理(minIP) 或者加法投影等投影處理。第1實(shí)施方式中，振幅圖像中，無論是動(dòng)脈還是靜脈，相對(duì)于周圍組織，都是很低的圖像值，所以minIP最合適。也可以進(jìn)行表面抽出等后使用實(shí)體呈像和表面呈像。或者為了能夠觀察原圖像信號(hào)，也可以使用剖面轉(zhuǎn)換(MPR)。步驟Sa6中，主計(jì)算機(jī)16將步驟中生成的顯示用圖像、振幅圖像或相位圖像等根據(jù)操作者的指示顯示在顯示器13中。圖6A表示在步驟Sa4中不進(jìn)行相位強(qiáng)調(diào)處理、在步驟Sa5中使用minIP生成的顯示用圖像的一例。圖6B表示由第1以往方法(第1文獻(xiàn))得到的圖像的一例，上述第1以往方法是進(jìn)行利用包含重相的梯度回波法的攝像。圖6C是由第2以往方法得到的圖像的一例，上述第2以往方法是對(duì)第1以往方法得到的圖像進(jìn)行相位強(qiáng)調(diào)處理。由圖6A-6C可知，第1以往方法，即圖6B的圖像，血管的描繪能力非常低。與之相對(duì)，第2以往方法，即圖 6C的圖像，靜脈的描繪能力與第1以往方法相比提高了，但沒有相移的動(dòng)脈的描繪能力依然很低。并且第2以往方法，即圖6C的圖像中，重復(fù)進(jìn)行了多次相位強(qiáng)調(diào)處理，導(dǎo)致腦實(shí)質(zhì)部的S/N惡化。與之相對(duì)，由第1實(shí)施方式得到的圖像，即圖6A的圖像，即使不進(jìn)行相位強(qiáng)調(diào)處理，也能鮮明且如實(shí)地描繪出靜脈和動(dòng)脈，提高了描繪能力。而且，由于沒有掩模處理這樣的后處理，所以對(duì)腦實(shí)質(zhì)部也能以高S/N描繪出。這樣，根據(jù)第1實(shí)施方式，不會(huì)產(chǎn)生靜脈血管腔的過大評(píng)價(jià)和磁化率效應(yīng)所伴隨的偽影強(qiáng)調(diào)等缺點(diǎn)，能夠以良好的精確度描繪出流動(dòng)。但第1實(shí)施方式中，根據(jù)失相量的不同，有可能會(huì)發(fā)生偽影。因此，最好將失相量調(diào)節(jié)到恰當(dāng)?shù)闹?，以便在充分?qiáng)調(diào)血管的同時(shí)，又不產(chǎn)生偽影。失相量可以由圖4、圖5的說明中使用的矩的偏移量來定義?；蛘呤嗔恳部梢杂?b值(b factor)來定義。矩的偏移量與b值在概念上不同，二者不是能夠簡(jiǎn)單地進(jìn)行單位轉(zhuǎn)換的關(guān)系，但說明失相量的調(diào)節(jié)時(shí)，無論是利用矩的偏移量還是利用b值來論證，實(shí)質(zhì)上都是一樣的。因此，下面進(jìn)行利用b值來定義失相量的說明。而且圖4和圖5的說明中使用矩的偏移量，是因?yàn)檫m用于用同樣的單位來比較重相和失相。b值作為梯度磁場(chǎng)波形矢量的積分的內(nèi)積，由以下( 式和C3)式來定義。[公式2]
權(quán)利要求
1.一種磁共振圖像診斷裝置，其特征在于，具有發(fā)生單元，發(fā)生分別沿著切片軸、相位編碼軸及讀出軸的切片梯度磁場(chǎng)、相位編碼梯度磁場(chǎng)及讀出梯度磁場(chǎng)；以及控制單元，控制上述發(fā)生單元，以便進(jìn)行與上述切片軸、上述相位編碼軸及上述讀出軸中的至少1個(gè)軸相關(guān)的自旋的1次至η次重相，并且實(shí)現(xiàn)使回波時(shí)間的長(zhǎng)度適合消除被檢體的關(guān)心區(qū)域的靜脈相移的梯度回波脈沖序列，其中，η為2以上的整數(shù)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振圖像診斷裝置，其特征在于，上述脈沖序列是通過自旋扭曲法得到的。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振圖像診斷裝置，其特征在于，上述脈沖序列是通過平面回波法得到的。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振圖像診斷裝置，其特征在于，上述脈沖序列是通過多重回波法得到的。
5.一種磁共振圖像診斷裝置，其特征在于，具有發(fā)生單元，發(fā)生分別沿著切片軸、相位編碼軸及讀出軸的切片梯度磁場(chǎng)、相位編碼梯度磁場(chǎng)及讀出梯度磁場(chǎng)；控制單元，控制上述發(fā)生單元，以進(jìn)行與上述切片軸、上述相位編碼軸及上述讀出軸中的至少1個(gè)軸相關(guān)的自旋的1次至η次重相，并且實(shí)現(xiàn)使回波時(shí)間的長(zhǎng)度適合消除被檢體的關(guān)心區(qū)域的靜脈相移的非對(duì)稱自旋回波脈沖序列，其中，η為2以上的整數(shù)。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的磁共振圖像診斷裝置，其特征在于，還具有生成單元，根據(jù)來自上述關(guān)心區(qū)域的因核磁共振發(fā)生的磁共振信號(hào)，生成與上述關(guān)心區(qū)域相關(guān)的圖像；并且上述控制單元進(jìn)行上述控制，以便使從照射激勵(lì)脈沖開始到照射反轉(zhuǎn)脈沖為止的時(shí)間與從照射反轉(zhuǎn)脈沖開始到產(chǎn)生回波峰值為止的時(shí)間的時(shí)間差，成為不將局部磁場(chǎng)的不均勻性反映到由上述生成單元生成的圖像對(duì)比度中的值。
7.根據(jù)權(quán)利要求5所述的磁共振圖像診斷裝置，其特征在于，還具有生成單元，根據(jù)來自上述關(guān)心區(qū)域的因核磁共振發(fā)生的磁共振信號(hào)，生成與上述關(guān)心區(qū)域相關(guān)的圖像；并且上述控制單元進(jìn)行上述控制，以便使從照射激勵(lì)脈沖開始到照射反轉(zhuǎn)脈沖為止的時(shí)間與從照射反轉(zhuǎn)脈沖開始到產(chǎn)生回波峰值為止的時(shí)間的時(shí)間差，成為將局部磁場(chǎng)的不均勻性反映到由上述生成單元生成的圖像對(duì)比度中的值。
8.一種具有發(fā)生單元的磁共振圖像診斷裝置的控制方法，上述發(fā)生單元發(fā)生分別沿著切片軸、相位編碼軸及讀出軸的切片梯度磁場(chǎng)、相位編碼梯度磁場(chǎng)及讀出梯度磁場(chǎng)，其特征在于，控制上述發(fā)生單元，以便進(jìn)行與上述切片軸、上述相位編碼軸及上述讀出軸中的至少1 個(gè)軸相關(guān)的自旋的1次至η次重相，并且實(shí)現(xiàn)使回波時(shí)間的長(zhǎng)度適合消除被檢體的關(guān)心區(qū)域的靜脈相移的梯度回波脈沖序列，其中，η為2以上的整數(shù)。
9.一種具有發(fā)生單元的磁共振圖像診斷裝置的控制方法，上述發(fā)生單元發(fā)生分別沿著切片軸、相位編碼軸及讀出軸的切片梯度磁場(chǎng)、相位編碼梯度磁場(chǎng)及讀出梯度磁場(chǎng)，其特征在于，控制上述發(fā)生單元，以便進(jìn)行與上述切片軸、上述相位編碼軸及上述讀出軸中的至少1 個(gè)軸相關(guān)的自旋的1次至η次重相，并且實(shí)現(xiàn)使回波時(shí)間的長(zhǎng)度適合消除被檢體的關(guān)心區(qū)域的靜脈相移的非對(duì)稱自旋回波脈沖序列，其中，η為2以上的整數(shù)。
全文摘要
本發(fā)明公開了磁共振圖像診斷裝置及其控制方法。磁共振圖像診斷裝置具有發(fā)生單元，發(fā)生分別沿著切片軸、相位編碼軸及讀出軸的切片梯度磁場(chǎng)、相位編碼梯度磁場(chǎng)及讀出梯度磁場(chǎng)；設(shè)定單元，針對(duì)上述切片軸、上述相位編碼軸及上述讀出軸中的至少1個(gè)軸，設(shè)定用于強(qiáng)調(diào)被檢體關(guān)心區(qū)域的動(dòng)脈及靜脈血流所引起的信號(hào)下降的失相量；控制單元，針對(duì)由上述設(shè)定單元來設(shè)定了上述失相量的軸，利用含有與該失相量對(duì)應(yīng)的失相梯度磁場(chǎng)脈沖的梯度回波脈沖序列，來控制上述發(fā)生單元。
文檔編號(hào)G01R33/561GK102309327SQ20111022613
公開日2012年1月11日 申請(qǐng)日期2007年9月13日 優(yōu)先權(quán)日2006年9月13日
發(fā)明者木村德典, 池戶雅人 申請(qǐng)人:東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會(huì)社, 株式會(huì)社東芝