专利名称：用于磁共振成像的装置和方法
技术领域：
本发明涉及磁共振成像装置和方法，其安装有无需使用任何对比介质就能够区分开动脉和静脉的MR血管造影术。
背景技术：
磁共振成像是一种成像方法，其中位于静磁场中的对象原子核自旋受到其拉莫尔频率射频率信号的磁激励，且图像由该激励产生的磁共振信号再建。在磁共振成像领域中，一种最近开始引人注意的成像方法就是不使用任何对比介质的MR血管造影术类型。
在MR血管造影术中，使用流脉冲(flow pulse)以便移失相位(dephase)或重新配相(rephase)指定血流的磁自旋。这样，指定血流的信号强度便会降低或升高。
流脉冲也用于区分和成像动脉和静脉。作为例子，假定动脉是待处理的目标。脉冲序列通过心脏同步化在心脏的舒张期和收缩期执行。从而各自产生心脏舒张期图像和心脏收缩期图像，并对其进行区分。这样，动脉便选取出来。此处的可选取性能够通过放大心脏舒张期的动脉信号与心脏收缩期的动脉信号之间的强度差异，并且缩小心脏舒张期的静脉信号和心脏收缩期的静脉信号之间的强度差异而提高。
出于此目的，根据血流速度来优化流脉冲强度的时间积分数值是很重要的。然而因为流脉冲所施加(impressed)的轴线与用于频率编码的读出梯度磁场的轴线相同，所以能够为脉冲序列中的流脉冲余留的瞬时空间会受到限制。因此在一些情况中，流脉冲不能以最佳的时间积分数值施加。选择地，有时必须延长回波时间以用最佳的时间积分数值施加流脉冲。
发明内容
本发明的目的是实现血液流动可提取性高的MR血管造影术。
在本发明的一个方案中，提供的磁共振成像装置包括射频(RF)线圈单元，其产生朝向对象的RF脉冲并接收来自对象的MR信号；梯度磁场线圈，其分别产生用于选片的梯度磁场、用于相编码的梯度磁场和用于频率编码的梯度磁场；运算单元，其以MR信号为基础产生图像数据；和序列控制器，其控制第二梯度磁场线圈以产生用于移失相位或重新配相该对象内血流自旋的流脉冲，其在与相编码梯度磁场方向相同的方向上。
本发明的附加目的和优点将在随后的说明中给出，其一部分在说明中是显而易见的，或者可以通过实践本发明而学得。本发明的目的和优点可以通过下文中特别指出的手段和组合而实现和获得。
合并在一起并构成本说明书一部分的附图，图解了本发明目前的优选实施例，并与上面给出的概要说明和下面给出的优选实施例详细说明一起，用于解释本发明的原理。
图1是显示根据本发明实施例的磁共振成像装置结构的简图；图2是显示本实施例中预(预备)扫描与成像扫描之间的时间关系的图表；图3是显示本实施例中心脏收缩期成像扫描的图表；图4是显示本实施例中心脏舒张期成像扫描的图表；
图5是显示本实施例中差分处理过程的简图；图6是显示本实施例中脉冲序列的图表；图7是显示本实施例中不同脉冲序列的图表；图8是显示图6和图7中相编码(PE)方向与血流方向之间关系的简图；图9是显示本实施例中用于沿着相编码方向和读出方向这两个方向成像血流分量的脉冲序列的图表；图10是显示本实施例中用于沿着相编码方向和读出方向这两个方向成像血流分量的第二脉冲序列的图表；图11是显示本实施例中用于沿着相编码方向和读出方向这两个方向成像血流分量的第三脉冲序列的图表；图12是显示本实施例中用于沿着相编码方向和读出方向这两个方向成像血流分量的第四脉冲序列的图表；图13是根据流脉冲的类型显示本实施例中动脉和静脉信号强度差异的表格；图14是显示本实施例整体流程的流程图；图15是显示图14中预扫描(心脏收缩期)基本脉冲序列的图表；图16是显示图14中预扫描(心脏舒张期)基本脉冲序列的图表；图17是显示图14中预扫描(心脏收缩期)扩展脉冲序列的图表；和图18是显示图14中预扫描(心脏舒张期)扩展脉冲序列的图表。
具体实施例方式
现在参考附图对根据本发明的实施例进行说明。
图1显示了根据本实施例的磁共振成像装置的概要结构。该磁共振成像装置包括对象患者P躺在其上面的患者床部分，产生静磁场的静磁场发生部分，用于给静磁场添加定位信息的梯度磁场发生部分，发射/接收RF(射频)信号的发射/接收部分，控制整个系统和图像再建的控制/计算部分，测量作为代表患者P心脏时相信号的ECG(心电图)信号的心电图测量部分，和命令患者P暂时屏住呼吸的屏气命令部分。
该静磁场发生部分包括例如超导技术方案的磁体1和向磁体馈给电流的静磁场电源2。静磁场发生部分沿着对象P能够宽松插入其中的圆柱开口(诊断区)的纵向方向(Z-轴方向)产生静磁场H0。顺便提及，在磁体部分中布置垫片线圈(shim coil)14。由后面即将说明的主机6控制的垫片线圈电源15向垫片线圈14馈给电流，从而使静磁场均匀化。患者床部分能够将承载患者P的桌面反复插入到磁体1的开口内。
梯度磁场发生部分包括构建于磁体1内的梯度磁场线圈单元3。梯度磁场线圈单元3包括三组(类)x-、y-和z-线圈3x-3z，其用于沿着彼此正交的x-轴、y-轴和z-轴方向产生梯度磁场。梯度磁场部分进一步包括梯度磁场电源4，其向x-、y-和z-线圈3x-3z馈给电流。更明确地讲，梯度磁场电源4馈给脉冲电流，从而使x-、y-和z-线圈3x-3z在后面即将说明的序列发生器5的控制下产生梯度磁场。
当控制从梯度磁场电源4馈给到x-、y-和z-线圈3x-3z的脉冲电流，便能够通过组合沿着三个轴线方向X、Y和Z的梯度磁场而随意地设定和改变切片方向上的梯度磁场Gs、相编码方向上的梯度磁场Gpe和频率编码方向(读出方向)上的梯度磁场Gro等的方向。切片方向、相编码方向和读出方向上的梯度磁场都叠置在静磁场H0上。
发射/接收部分包括RF(射频)线圈7，其布置在位于磁体1射线照相区内的患者P的附近，和与RF线圈7相连的发射器8T和接收器8R。在后面即将说明的序列发生器5的控制下，发射器8T向RF线圈7馈给拉莫尔频率RF电流脉冲以激励核磁共振(NMR)，而接收器8R接收RF线圈7所收到的MR信号(射频信号)。对接收信号进行各种项目的信号处理，从而形成相应的数字数据。
进一步，控制/计算部分包括序列发生器5(也称作“序列控制器”)、主机6、运算单元10、存储单元11、显示单元12和输入单元13。它们之中，主机6起到根据所存储的软件程序向序列发生器5提供脉冲序列信息、并且统一整个装置包括序列发生器5的操作的作用。
序列发生器5包括CPU和存储器，它存储由主机6发送来的脉冲序列信息，从而根据该信息控制梯度磁场电源4、发射器8T和接收器8R的系列操作。此处，“脉冲序列信息”是指根据一系列的脉冲序列操作梯度磁场电源4、发射器8T和接收器8R所需的所有信息项目，且其含有例如关于施加在x-、y-和z-线圈3x-3x上的脉冲电流的强度、施加时间周期和施加时限的信息项目。此外，序列发生器5还接收由接收器8R输出的数字数据(MR信号)并将该数据传递给运算单元10。
如果应用傅立叶转换方法，那么脉冲序列可以是二维(2D)扫描或三维(3D)扫描。此外，关于脉冲序列的形成，可以采用SE(自旋回波)方法、FE(场梯度回波)方法、FSE(快速SE)方法、EPI(回波平面成像)方法、快速对称性SE方法(FASE一种结合FSE方法和半傅立叶方法的技术)等。
此外，运算单元10接收从接收器8R通过序列发生器5发送来的MR信号数字数据，以便将原始数据(也称作“粗数据”)布置在傅立叶空间(也称作“K空间”或“频率空间”)内，并执行二维或三维傅立叶转换处理从而将原始数据再建成真实的空间图像，还执行图像数据的合成处理。顺便提及，傅立叶转换处理也可以指派给主机6。
存储单元11不仅能够保存原始数据和再建图像数据，而且能够保存经过了各种项目处理的图像数据。显示单元12显示图像。此外，含有操作者所期望的各种参数、扫描条件、脉冲序列的种类与参数、和图像处理方法的信息项目能够通过输入单元13而输入到主机6。
此外，还含有一个语音发生器19作为屏气命令单元。语音发生器19在主机6的命令下能够有声地发出例如开始或结束屏气的信息。
进一步，心电图测量部分包括ECG传感器17，其粘贴在患者P身体的表面上并捕获检测作为电信号的ECG信号，和ECG单元18，其使传感器信号经历各种项目的处理包括数字化处理，并将经过处理的信号输出到主机6和序列发生器5。当用心脏同步化方法执行预扫描和成像扫描时，主机6和序列发生器5使用由心电图测量部分产生的测量信号。
下面将对本实施例的操作进行说明。在本实施例中，如图2所示，在成像扫描之前先进行预扫描(预备扫描)。预扫描的目的是调查成像扫描的最佳扫描条件。首先解释成像扫描，随后再解释预扫描。
如图3和4所示，成像扫描通过利用心脏同步化在心脏收缩期和心脏舒张期内执行两次。此外，如图5所示，由在心脏收缩期内获得的磁共振信号产生的图像Isys和由在心脏舒张期内获得的磁共振信号产生的图像Idia通过运算单元10进行差分。由该差分处理，选取出例如动脉作为靶标血流，从而减少了静止部分和静脉。适合于选取靶标血流的条件由预扫描确定。
此处，当例如用动脉作为靶标血流时，“最佳条件”就是使动脉信号在心脏收缩期和心脏舒张期之间的差异变大，而静脉信号在心脏收缩期和心脏舒张期之间的差异变小的条件。流脉冲(flowpulses)包括提高信号强度的“重新配相类型”和降低信号强度的“移失相位类型”。可以选择如下三种选择中的任何一种，即采用重新配相类型、采用移失相位类型和不使用流脉冲。进一步，当采用重新配相类型或移失相位类型的流脉冲时，要确定流脉冲强度的时间积分数值。
图6和7显示了使用FASE方法的成像扫描中两种典型类型的脉冲序列。在图6所示的脉冲序列中，阴影线表示的流补偿(流补)(flow-comp.)脉冲用作重新配相类型的流脉冲。在图7所示的脉冲序列中，阴影线表示的流扰乱(流损毁)(flow-spoil)脉冲用作移失相位类型的流脉冲。
众所周知，FASE方法将半傅立叶再建应用到一次激励能够获得多个回波的快速SE方法中。回波信号从K空间中心(零编码)附近向其外缘连续分布。倾倒角(flip angle)为90°的射频磁场脉冲(激励脉冲)与选片梯度磁场脉冲Gs一起施加。之后，当倾倒角为180°的射频磁场脉冲(相颠倒脉冲)反复施加时，在频率编码(读出)梯度磁场脉冲Gro的存在下会重复获得回波信号。因为此处采用了三维成像，所以回波信号要通过梯度磁场脉冲Gpe进行相编码并通过梯度磁场脉冲Gs进行切片编码。
此处，如图8所示，相编码方向PE设定为基本上与靶标血流(此处为动脉AR)的方向平行。这样，动脉AR的流动方向便能够无缺省地成像，从而其成像比相编码方向PE设定为与血流方向正交的情况更加清晰。众所周知，肺部血管或肝门静脉所代表的血流的横向松弛时间(T2)略短。已经发现，相对于长T2的CSF(脑脊髓液)或关节液，较短T2的血流会使信号的半值宽度变宽。可以说，相对于长T2的CSF或关节液，短T2血液(动脉)其每个像素的宽度显然同等地沿着相编码方向变宽了。据此表明，血液(动脉)的整个图像在相编码方向上变得比CSF或关节液的图像更不清晰。
因此，当相编码方向PE设定为基本上与血流方向相同时，它能够无问题地使用，因为在相编码方向PE上，短T2 液信号数值的像素扩散(不清晰)程度比长T2的情况要高，从而强调了血流。因此，当要如上所述地选择用于心脏同步化的最佳MRA图像(也就是最佳驰豫时间)时，该选择会更加容易。
此外，流脉冲，图6中的流补偿脉冲或图7中的流扰乱脉冲，需要设定在靶标血流的方向内。它们能够通过相编码梯度磁场Gpe而形成，因为相编码方向PE设定为与血流方向相同。
因为流脉冲由相编码梯度磁场Gpe形成，所以可用的时间边际(temporal margin)比先前技术中通过频率编码梯度磁场Gro形成流脉冲的情况更大，且能够缩短回波间隔。而且，流脉冲能够用必需且足以区分动脉和静脉的强度施加。
顺便提及，尽管在上面，流脉冲施加在相编码方向上从而沿着该方向对血流进行成像，但是也可能如图9-12的每个所示，流脉冲不仅施加在相编码方向Gpe上，也施加在频率编码方向Gro上，从而也能够沿着该方向对血流进行成像。
图9所显示的实例中，与此处相编码方向Gpe上重新配相类型的流脉冲(流补偿)类型相同的流脉冲，施加在频率编码方向Gro上。图10所显示的实例中，与此处相编码方向Gpe上移失相位类型的流脉冲(流扰乱)类型相同的流脉冲，施加在频率编码方向Gro上。图11所显示的实例中，与相编码方向Gpe上的流脉冲类型不同的流脉冲，施加在频率编码方向Gro上。更明确地讲，重新配相类型的流脉冲(流补偿)施加在相编码方向Gpe上，而移失相位类型的流脉冲(流扰乱)施加在频率编码方向Gro上。选择地，移失相位类型的流脉冲(流扰乱)施加在相编码方向Gpe上，而重新配相类型的流脉冲(流补偿)施加在频率编码方向Gro上。在一些情况中，如图12所示，当不施加流脉冲时会强调血流。流脉冲以图9-12中的哪种方式进行施加，其选择取决于例如身体的部位。举例说明，图10的方式适合于外周部位，图11的方式适合于肾静脉，而图12的方式适合于胸部。
心脏收缩期图像Isys和心脏舒张期图像Idia通过上述的成像扫描而获得，且它们以简单地或者加权的方式进行差分，借此选取出例如动脉作为靶标血流，从而得到了减少了静止部分和静脉的图像。适合于选取靶标血流的条件由预扫描确定。如上所述，“最佳条件”用如下的条件定义，在该条件下，靶标血流的信号在心脏收缩期和心脏舒张期之间的差异变得尽可能地大，而非靶标血流的信号在其之间的差异变得尽可能地小。
图13显示了动脉和静脉在心脏收缩期和心脏舒张期内，相应于流脉冲以重新配相类型(流补偿)施加的情况、流脉冲以移失相位类型(流扰乱)施加的情况和不施加流脉冲的(原始)情况，各自信号强度的大致趋势。如前所述，在区分动脉和静脉的“最佳条件”下，靶标血流的信号在心脏收缩期和心脏舒张期之间的差异变得尽可能地大，而非靶标血流的信号在其之间的差异变得尽可能地小。它们根据靶标血液是动脉还是静脉，及其血流的速度而确定。
在本实施例中，如图14所示，预扫描实际上在成像扫描之前在各种条件下执行，并为每组条件产生出心脏收缩期图像与心脏舒张期图像之间的差分图像。进一步，操作者(检查员)可视地检查这些差分图像，并且他/她从这些差分图像中选择出靶标血流和非靶标血流之间区分度最高的图像。之后，在如下的流脉冲条件下执行成像扫描，该条件与用于获得所选择图像原始信号的脉冲序列的流脉冲条件相同，也就是，施加重新配相类型或移失相位类型流脉冲的条件，或者不使用流脉冲的条件，以及将流脉冲设定为与梯度磁场脉冲强度相同的条件。
图15和16显示了简单的预扫描，而图17和18显示了用于设定详细条件的预扫描实例。执行简单预扫描的目的是为了选择是应用重新配相类型流脉冲(流补偿)，还是应用移失相位类型流脉冲(流扰乱)，还是不使用流脉冲(原始)。执行详细预扫描的目的是为了选择适合于流脉冲的强度，以及选择是应用重新配相类型流脉冲(流补偿)，还是应用移失相位类型流脉冲(流扰乱)，还是不使用流脉冲(原始)。某种类型的预扫描由操作者预先选择出来。
无论任何一种类型，预扫描都用与成像扫描相同的方法执行(此处使用FASE方法)，但遵循二维成像。更明确地讲，倾倒角为90°的射频磁场脉冲(激励脉冲)与选片梯度磁场脉冲Gs一起施加。之后，当倾倒角为180°的射频磁场脉冲(相颠倒脉冲)反复施加时，在频率编码(读出)梯度磁场脉冲Gro的存在下会重复获得回波信号。然而与成像扫描不同，预扫描采用二维成像以缩短预扫描时间。因此，回波信号要通过梯度磁场脉冲Gpe进行相编码，但它们并不进行切片编码。此外，在预扫描中，相编码方向PE设定为基本上与成像扫描中靶标血流(图8中的动脉AR)的方向平行。
通过该简单的类型，如图15或16所示，使用重新配相类型流脉冲(流补偿)的二维FASE方法脉冲序列、使用移失相位类型流脉冲(流扰乱)的二维FASE方法脉冲序列和不使用流脉冲的二维FASE方法脉冲序列(原始)，通过利用心脏同步化在心脏收缩期或心脏舒张期执行。
以通过二维FASE方法脉冲序列，其使用重新配相类型的流脉冲(流补偿)，在心脏收缩期内获得的回波为基础再建的图像，和根据通过二维FASE方法脉冲序列，其使用重新配相类型的流脉冲(流补偿)，在心脏舒张期内获得的回波为基础再建的图像，用简单的或以加权的方式加以差分(difference)，并且显示该差分图像。
类似地，以通过二维FASE方法脉冲序列，其使用移失相位类型的流脉冲(流扰乱)，在心脏收缩期内获得的回波为基础再建的图像，和以通过二维FASE方法脉冲序列，其使用移失相位类型的流脉冲(流扰乱)，在心脏舒张期内获得的回波为基础再建的图像，用简单的或以加权的方式加以差分，并且显示该差分图像。
此外类似地，以通过二维FASE方法脉冲序列，其不使用流脉冲，在心脏收缩期内获得的回波为基础再建的图像，和以通过二维FASE方法脉冲序列，其不使用流脉冲，在心脏舒张期内获得的回波为基础再建的图像，用简单的或以加权的方式加以差分，并且显示该差分图像。
操作者可视地检查这三种图像，并且他/她选择出靶标血流例如动脉的选取最清晰的图像。
成像扫描条件通过主机6和序列发生器5设定为与所选择图像的流条件相同。更明确地讲，在选择如下图像之间的差分图像的情况中，即以通过二维FASE方法脉冲序列，其使用重新配相类型的流脉冲(流补偿)，在心脏收缩期内获得的回波为基础再建的图像，和以通过二维FASE方法脉冲序列，其使用重新配相类型的流脉冲(流补偿)，在心脏舒张期内获得的回波为基础再建的图像，成像扫描条件设定为使用重新配相类型流脉冲(流补偿)的三维FASE方法脉冲序列。
此外，在选择如下图像之间的差分图像的情况中，即以通过二维FASE方法脉冲序列，其使用移失相位类型的流脉冲(流扰乱)，在心脏收缩期内获得的回波为基础再建的图像，和以通过二维FASE方法脉冲序列，其使用移失相位类型的流脉冲(流扰乱)，在心脏舒张期内获得的回波为基础再建的图像，成像扫描条件设定为使用移失相位类型流脉冲(流扰乱)的三维FASE方法脉冲序列。
进一步，类似地，在选择如下图像之间的差分图象的情况中，即以通过二维FASE方法脉冲序列，其不使用流脉冲，在心脏收缩期内获得的回波为基础再建的图像，和以通过二维FASE方法脉冲序列，其不使用流脉冲，在心脏舒张期内获得的回波为基础再建的图像，成像扫描条件设定为不使用流脉冲的三维FASE方法脉冲序列。
另一方面，当选择详细设定类型的预扫描时，其进程如图17和18所示。以通过二维FASE方法脉冲序列，其使用流补偿效应为+3，即梯度磁场强度是对比强度三倍的重新配相类型流脉冲(流补偿)，在心脏收缩期内获得的回波为基础再建的图像，和以通过二维FASE方法脉冲序列，其使用流补偿效应为+3，即梯度磁场强度是对比强度三倍的重新配相类型流脉冲(流补偿)，在心脏舒张期内获得的回波为基础再建的图像，用简单的或以加权的方式加以差分，并且显示该差分图像。
以通过二维FASE方法脉冲序列，其使用流补偿效应为+2，即梯度磁场强度是对比强度二倍的重新配相类型流脉冲(流补偿)，在心脏收缩期内获得的回波为基础再建的图像，和以通过二维FASE方法脉冲序列，其使用流补偿效应为+2，即梯度磁场强度是对比强度二倍的重新配相类型流脉冲(流补偿)，在心脏舒张期内获得的回波为基础再建的图像，用简单的或以加权的方式加以差分，并且显示该差分图像。
以通过二维FASE方法脉冲序列，其使用流补偿效应为+1，即梯度磁场强度为对比强度的重新配相类型流脉冲(流补偿)，在心脏收缩期内获得的回波为基础再建的图像，和以通过二维FASE方法脉冲序列，其使用流补偿效应为+1，即梯度磁场强度为对比强度的重新配相类型流脉冲(流补偿)，在心脏舒张期内获得的回波为基础再建的图像，用简单的或以加权的方式加以差分，并且显示该差分图像。
此外，以通过二维FASE方法脉冲序列，其不使用流脉冲，在心脏收缩期内获得的回波为基础再建的图像，和以通过二维FASE方法脉冲序列，其不使用流脉冲，在心脏舒张期内获得的回波为基础再建的图像，用简单的或以加权的方式加以差分，并且显示该差分图像。
以通过二维FASE方法脉冲序列，其使用流补偿效应为-1(流动压缩效应为+1)，即梯度磁场强度为对比强度的移失相位类型流脉冲(流扰乱)，在心脏收缩期内获得的回波为基础再建的图像，和以通过二维FASE方法脉冲序列，其使用流补偿效应为-1(流动压缩效应为+1)，即梯度磁场强度为对比强度的移失相位类型流脉冲(流扰乱)，在心脏舒张期内获得的回波为基础再建的图像，用简单的或以加权的方式加以差分，并且显示该差分图像。
以通过二维FASE方法脉冲序列，其使用流补偿效应为-2(流动压缩效应为+2)，即梯度磁场强度是对比强度二倍的移失相位类型流脉冲(流扰乱)，在心脏收缩期内获得的回波为基础再建的图像，和以通过二维FASE方法脉冲序列，其使用流补偿效应为-2(流动压缩效应为+2)，即梯度磁场强度是对比强度二倍的移失相位类型流脉冲(流扰乱)，在心脏舒张期内获得的回波为基础再建的图像，用简单的或以加权的方式加以差分，并且显示该差分图像。
以通过二维FASE方法脉冲序列，其使用流补偿效应为-3(流动压缩效应为+3)，即梯度磁场强度是对比强度三倍的移失相位类型流脉冲(流扰乱)，在心脏收缩期内获得的回波为基础再建的图像，和以通过二维FASE方法脉冲序列，其使用流补偿效应为-3(流动压缩效应为+3)，即梯度磁场强度是对比强度三倍的移失相位类型流脉冲(流扰乱)，在心脏舒张期内获得的回波为基础再建的图像，用简单的或以加权的方式加以差分，并且显示该差分图像。
操作者可视地检查这七种图像，且他/她选择出靶标血流例如动脉的选取最清晰的图像。
成像扫描条件通过主机6和序列发生器5设定为与所选择图像相同的流动条件。更明确地讲，在选择相应于二维FASE方法脉冲序列，其使用具有任何流补偿效应的重新配相类型流脉冲(流补偿)，的差分图像的情况中，成像扫描条件设定为使用具有相同流补偿效应，即相同梯度磁场强度，重新配相类型流脉冲(流补偿)的三维FASE方法脉冲序列。
此外，在选择相应于二维FASE方法脉冲序列，其不使用流脉冲，的差分图像的情况中，成像扫描条件设定为不使用流脉冲的三维FASE方法脉冲序列。
进一步，在选择相应于二维FASE方法脉冲序列，其使用具有任何流动压缩效应的移失相位类型流脉冲(流扰乱)，的差分图像的情况中，成像扫描条件设定为使用具有相同流动压缩效应，即相同梯度磁场强度，移失相位类型流脉冲(流扰乱)的三维FASE方法脉冲序列。
顺便提及，在详细类型预扫描中获得的流补偿效应和流动压缩效应的阶段数目能够由操作者任意地设定。
正如到此为止所说明的，根据本实施例，在成像扫描中，相编码脉冲Gpe基本上沿着靶标血流的方向施加，而流脉冲沿着相编码方向施加，借此便能够实现强调血流的效果。而且，能够给流脉冲施加提供时间边际，从而缩短回波间隔，并能够以必需且足以分离动脉和静脉的强度施加流脉冲。
额外的优点和修改是熟悉本技术的人能够很容易想到的。因此，本发明更宽广的方案并不受此处显示和说明的特殊细节和代表性实施例的限制。因此，可以进行各种修改而不背离由附属权利要求及其等价物所限定的一般发明概念的精神和范围。
权利要求
1.一种磁共振成像装置，包括RF线圈单元，其产生朝向对象的RF脉冲，并接收来自对象的MR信号；梯度磁场线圈，其产生分别用于选片的梯度磁场、用于相编码的梯度磁场和用于频率编码的梯度磁场；运算单元，其根据MR信号产生图像数据；和序列控制器，其控制第二梯度磁场线圈以产生用于使对象内的血流自旋移失相位或重新配相的流脉冲，其方向与相编码梯度磁场的方向相同。
2.根据权利要求1的磁共振成像装置，其中流脉冲是流补偿脉冲或流扰乱脉冲。
3.根据权利要求1的磁共振成像装置，其中该序列控制器控制第三梯度磁场线圈以产生其它的流脉冲，其方向与频率编码梯度磁场的方向相同。
4.根据权利要求3的磁共振成像装置，其中首先提及的流脉冲是流补偿脉冲，而其它流脉冲也是流补偿脉冲。
5.根据权利要求3的磁共振成像装置，其中首先提及的流脉冲是流扰乱脉冲，而其它流脉冲也是流扰乱脉冲。
6.根据权利要求3的磁共振成像装置，其中首先提及的流脉冲是流扰乱脉冲，而其它流脉冲是流补偿脉冲。
7.根据权利要求3的磁共振成像装置，其中首先提及的流脉冲是流补偿脉冲，而其它流脉冲是流扰乱脉冲。
8.根据权利要求1的磁共振成像装置，其中该序列控制器控制第一梯度磁场线圈以产生切片编码梯度磁场，其方向与选片梯度磁场的方向相同。
9.一种磁共振成像方法，包括如下步骤与用于选片的梯度磁场一起，产生朝向对象的RF脉冲；产生用于相编码的梯度磁场；产生用于频率编码的梯度磁场；产生用于在对象内使血流自旋移失相位或重新配相的流脉冲，其方向与相编码梯度磁场的方向相同；接收来自该对象的MR信号；和根据MR信号产生图像数据。
10.根据权利要求9的磁共振成像方法，其中流脉冲是流补偿脉冲或流扰乱脉冲。
11.根据权利要求9的磁共振成像方法，其中其它流脉冲在与频率编码梯度磁场方向相同的方向上产生。
12.根据权利要求11的磁共振成像方法，其中其它流脉冲是与首先提及的流脉冲类型相同的流脉冲。
13.根据权利要求11的磁共振成像方法，其中其它流脉冲是与首先提及的流脉冲类型不同的流脉冲。
14.根据权利要求9的磁共振成像方法，其中用于切片编码的梯度磁场在与选片梯度磁场方向相同的方向上产生。
15.一种磁共振成像方法，包括如下步骤执行预扫描，其是通过第一脉冲序列连同RF脉冲、用于选片的梯度磁场、用于相编码的梯度磁场和用于频率编码的梯度磁场一起而执行的，第一脉冲序列包括用于移失相位或重新配相对象内血流自旋的流脉冲，第一脉冲序列的流脉冲在与相编码梯度磁场方向相同的方向上产生；根据通过预扫描而获得的MR信号，确定该流脉冲的条件；和执行成像扫描，其是通过第二脉冲序列连同RF脉冲、选片梯度磁场、所述相编码梯度磁场和频率编码梯度磁场而执行的，第二脉冲序列包括对应于已确定条件的流脉冲，第二脉冲序列的流脉冲在与相编码梯度磁场方向相同的方向上产生。
16.根据权利要求15的磁共振成像方法，其中在该第二脉冲序列中，用于切片编码的梯度磁场在与该选片梯度磁场方向相同的方向上产生。
17.根据权利要求15的磁共振成像方法，其中该流脉冲强度的时间积分数值包含在所述流脉冲的条件之中。
18.根据权利要求15的磁共振成像方法，其中该流脉冲重新配相类型和移失相位类型之间的差异包含在所述流脉冲的条件之中。
19.根据权利要求15的磁共振成像方法，其中该第一流脉冲随着该流脉冲条件的改变而反复执行。
全文摘要
一种磁共振成像装置包括RF线圈单元，其产生朝向对象的RF脉冲，并接收来自对象的MR信号；梯度磁场线圈，其分别产生用于选片的梯度磁场、用于相编码的梯度磁场和用于频率编码的梯度磁场；运算单元，其根据MR信号产生图像数据；和序列控制器，其控制第二梯度磁场线圈以产生用于移失相位或重新配相该对象内血流自旋的流脉冲，其方向与相编码梯度磁场的方向相同。
文档编号G01R33/54GK1497254SQ20031010075
公开日2004年5月19日 申请日期2003年10月8日 优先权日2002年10月8日
发明者宫崎美津惠 申请人:株式会社东芝