磁共振成像装置及磁共振成像方法

专利名称：磁共振成像装置及磁共振成像方法
技术领域：
本发明的实施方式涉及磁共振成像装置及磁共振成像方法。
背景技术：
以往，在磁共振成像装置(以下，MRI (Magnetic Resonance Imaging)系统)的摄像法之一中，存在不使用造影剂地对在被检体内移动的流体进行摄像的方法。现有技术文献专利文献I :美国专利申请公开第2008/0009705号说明书专利文献2 :美国专利申请公开第2010/0249574号说明书专利文献3 :日本专利申请公开2008-23317号公报非专利文献 I :Miyazaki，et al. , u Non-contrast-enhanced MR angiographyusing 3D ECG-synchronized half-Fourier fast spin echo，” JMRI 12:776-782(2000)非专利文献2 :Furudate，et al.，“FBI-Navi for Easy Determinationof Diastolic and Systolic Triggering Phases in NON-Contrast Fresh BloodImaging(FBI)，”ISMRM 16th Annual Meeting, Toronto, P.2902(2008)非专利文献3:Miyazaki，et al.，“Peripheral MR angiography Separation of Arteries from Veins with Flow-spoiled Gradient Pulses inElectrocardiography-triggered Three-dimensional Half-Fourier Fast Spin-EchoImaging，，，Radiology 227 :890-896(2003)非专利文献4 :Nakamura，et, al.，“ Flow-Mot ion FBI，a novelnon-contrast-enhanced 3D—MRDSA technique using ECG-TriggeredThree-DimensionalHalf-Fourier FSE—the feasibility to evaluate hemodynamicsof peripheral vasculardiseases，” Proc. inti. Soc. Mag. Reson. Med. 13，p. 1713 (2005)非专利文献 5 :Nakamura，et al.，“Feasibility of quantitative analysisof non-contrast-enhanced MRDSA using ECG—gated two-dimensional half-FourierFSE for the assessment of peripheral vascular diseases，，，Proc. Intl. Soc. Mag.Reson. Med. 14，presented at the ISMRM 14th Annual Meeting，Seattle，Washington,p. 1933(2006)

发明内容
(发明要解决的问题)本发明要解决的问题在于有效地对流体进行摄像。(解决问题所用的方案)实施方式涉及的磁共振成像装置具备决定部和摄像部。当以在被检体内移动的流体为对象在不同的时相进行多次摄像时，上述决定部决定以满足规定的时间分辨率的间隔进行摄像的时间轴上的区间。上述摄像部在上述区间内进行基于上述时间分辨率的多次摄像。


图I是实施方式涉及的MRI系统的概略框图。
图2是在实施方式中，为了能够迅速地识别所希望的子区间(例如，心收缩期/心舒张期的区间)，为了根据连续地被延迟的一连串的MRI切片摄像序列大概地进行測定，而示出心脏周期R-R间隔的MR信号的亮度的概略图。图3与图2相类似，图3示出使用通过图2的粗略扫描而识别出的、在更短的心收缩期/心舒张期的区间内描绘出的、数量更少、但(时间上的)间隔更紧密的MRI切片摄像序列。图4与图3相类似，图4表示在心收缩期/心舒张期的区间内，相互分开的多个信号区间(比较上升倾斜的信号区间)的取得的可实现性。图5是随着MRI数据取得序列向心舒张期移动，针对每个像素，将“暗(信号的亮度低)”的基调的心收缩期图像与ー连串的“较亮(信号的亮度较高)”的图像中的各个相减而得到的一连串的不同的图像的概略图”。图6表示由图5得到的图像I 6的摘录。图7是与在实施方式的执行中可利用的计算机程序代码结构的一个例子相关的概略流程图。图8是表示以连续的心脏门控时间增量根据“暗(信号的亮度低)”的心收缩期图像与“亮(信号的亮度高)”的心舒张期图像之间的差分得到的连续的差分图像的概略图。图9是与图8的概略图类似的概略图，根据实施方式，包含说明能够计算标准或平均的血流的速度的方法的注释。图10是表示与图8 图9不同的图像的类似的概略图，根据实施方式不同，包含说明能够在各连续的区间中计算特定的速度的方法的注释。图11与图10相类似，具体地表示能够在实施方式的一连串的不同的图像的整体中计算全部标准或平均的速度的方法。图 12 表不根据使用 Time-SLIP (Time-Spatial Labeling Inversion Pulse)摄像法(流出及添加标记/不添加标记的減法)的其他实施方式的速度測定的概略。
具体实施例方式图I 所不的 MRI (Magnetic Resonance Imaging)系统 100 包括台架部 10 (在断面图中示出)和相互连接的各种关联的系统构成要素20。至少台架部10通常被设置在屏蔽室内。图I所示的I个MRI系统100包含静磁场Btl磁铁12、Gx、Gy及Gz倾斜磁场线圈组14、RF(Radio Frequency)线圈总成16实质上同轴圆筒状的配置。沿着该被配置成圆筒状的要素的水平轴线，存在以包围由被检体台11支承的被检体9的头部的方式示出的摄像体18。MRI系统控制部22具备与显示部24、键盘/鼠标26、及打印机28相连接的输入/输出端ロ。当然，显示器24也可以是还具备控制输入那样的具有多祥性的触摸屏。MRI系统控制部22与MRI序列控制部30接ロ连接。MRI序列控制部30依次控制Gx、Gy及Gz倾斜磁场线圈驱动器32及RF发送部34及发送/接收开关36 (同一 RF线圈被用于发送及接收双方时)。MRI序列控制部30包含已经能够在MRI序列控制部30中实现的、用于执行MRI数据取得序列的适当的程序代码结构38。(被适当地安装在被检体的解剖学组织上的)心拍信号取得装置8能够输出作为MRI序列控制部30的触发信号的末梢拍动及心脏门控信号13的双方或一方。MRI系统100包含对MRI数据处理部42供给输入的RF接收部40，以便能够制成对显示部24输出的、处理后的图像数据。另外，也可以将MRI数据处理部42构成为能够访 问图像重建程序代码结构44及MR图像存储部46 (例如，为了存储通过按照实施方式及图像重建程序代码结构44的处理而得到的MRI数据)。另外，图I表示对MRI系统程序/数据存储部50进行一般化的描写。被存储在MRI系统程序/数据存储部50中的程序代码结构(例如，在心脏周期内的非造影MRA(MagneticResonance Angiography)及前级扫描的心收缩期/心舒张期的决定、该决定用的操作者输入等的图像再生用)被存储于能够访问MRI系统100的各种数据处理构成要素的计算机可读取的存储介质。对于本领域的技术人员来说不言而喻，程序存储部50也可以分割到具有相对于正常运转时那样存储的程序代码结构最近的必要性的系统的处理计算机中的各种计算机中，且将至少一部分直接连结(即，代替普通存储或直接连结于MRI系统控制部22)。实际上，对于本领域的技术人员来说不言而喻，图I的描述是为了能够执行在本说明书中后述的实施方式，增加了若干变更的一般的MRI系统100的非常高度地简化了的图。系统构成要素能够分割成各种逻辑收集的“框”，通常包含多个数字信号处理装置(DSP(Digital Signal Processors,数字信号处理器))、超小型运算处理装置、面向特殊用途的处理电路(例如，高速A/D转换、高速傅里叶变换、阵列处理用等)。通常，这些处理装置分别是在发生各时钟周期(或规定数的时钟周期)时，物理数据处理电路从某个物理状态进入另一物理状态的时钟动作型的“状态机械”。在动作中，不但处理电路(例如,CPU (Central Processing Unit,中央处理单元)、寄存器、缓冲器、计算单元等)的物理状态渐进地从某时钟周期向另ー时钟周期变化，被连结的数据存储介质(例如，磁性存储介质的位存储部)的物理状态也在那样的系统的动作中，从某状态向其他状态变化。例如，MRI重建程序结束时，物理存储介质的计算机可读的可接入数据值存储处的阵列从几个事前的状态(例如，全部一律为“O”值或全部为“I”值)变为新的状态。在该新的状态下，那样的阵列的物理场所的物理状态在最小值与最大值之间变动，表示现实世界的物理现象及状况(例如，在摄像体空间内的被检体的动脉内流动的血液)。对于本领域的技术人员来说不言而喻，被存储的数据值的那样的阵列表示且也构成物理结构。也就是说，在依次被读入命令寄存器中并通过MRI系统100的ー个以上的(PU执行时，产生动作状态的特定序列，构成在MRI系统100内移动的计算机控制程序代码的特定结构。下述实施方式提供用于进行数据取得处理与MR图像的生成及显示双方或一方的被改良后的方法。实施方式涉及的MRI系统100具备决定部和摄像部。当以在被检体内移动的流体(例如，血液、脑脊髓液(CSF(Cerebrospinal Fluid))等)为对象在不同的时相进行多次摄像时，决定部决定以满足规定的时间分辨率的间隔进行摄像的时间轴上的区间。另外，摄像部在決定的区间内，进行基于规定的时间分辨率的多次摄像。例如，决定部或摄像部被设置在MRI系统控制部22内(省略图示)。例如，决定部或摄像部为MRI序列控制部30或台架部10、其他关联的构成要素等。以下，作为实施方式的例子，说明几个案例。另外，实施方式并不限定于以下案例。案例I是以低时间分辨率对时间轴上的整体区间进行事前摄像，并根据通过该事前摄像收集到的图像，来决定以规定的时间分辨率(比事前摄像时高的时间分辨率)进行摄像的区间(以下，适当称为“关心区间”)的案例。另外，案例1-1是使用FBI (FreshBlood Imaging,新鲜血液成像)摄像法的案例，案例1-2是使用Time-SLIP (Time-SpatialLabeling Inversion Pulse,时间空间标记反转脉冲)摄像法的案例。另外，案例2是不以事如摄像为如提地决定关心区间的案例。另外，案例2_1是使用自动地决定来自同步信号的最优的延迟时间的Auto-ECG (Electrocardiogram,心电图)来决定关心区间的案例，案例2-2是根据抑制的背景信号的tl值来决定关心区间的案例。以下，按顺序说明各案例。[案例I]针对案例I的情况进行说明。首先，在案例1-1中，决定部通过ECG-Prep摄像来进行整体区间的事前摄像，并根据通过该事前摄像收集到的图像来决定关心区间。并且，摄像部在被決定的关心区间内，通过FBI摄像法来进行满足规定的时间间隔(比ECG-Prep摄像时高的时间分辨率)的多次摄像。FBI摄像法是基于3D FASE (Fast Asymmetric Spin Echo,快速非对称自旋回波)的血管摄像法，是通过设定从同步信号(例如，R波)开始的适当的延迟时间，并使用心电同步或脉波同步进行收集，从而描绘从心脏泵出的新的血液的摄像法。另外，ECG-Prep摄像是为了设定FBI摄像法中的延迟时间，在基于FBI摄像法的摄像之前进行的2D FASE摄像。决定部通过ECG-Prep摄像来进行整体区间的事前摄像，并ー边使来自同步信号(例如，R波)的延迟时间发生变化ー边收集心时相不同的多个图像。此时，决定部以比之后的摄像低的时间分辨率来进行摄像。另外，决定部将收集到的多个图像或根据多个图像解析的信号值的变化显示于显示部。例如，决定部对通过ECG-Prep摄像收集到的多个图像进行解析，并提取出信号值的变化大的区域，针对提取出的区域，求得成为基准的图像与各图像的信号值差，并对求得的信号值差进行图表显示(例如，以下，将该功能适当称为“FBI-Navi”)。然后，决定部通过接受对于显示部所显示出的图像或信号值的变化的操作者的指定，来决定关心区间。例如，操作者阅览显示部所显示出的图像或信号值的变化，例如，指定从心收缩期向心舒张期MR信号的亮度急剧变化的区间。另外，决定部也可以将与由操作者指定的区间对应的图像显示于显示部。由此，操作者能够根据指定的延迟时间来事前确认以何种程度描绘出流体。另外，决定部也可以根据基于通过ECG-Prep摄像收集到的图像解析的信号值的变化来自动地决定关心区间。之后，摄像部在被決定的关心区间内，通过FBI摄像法以满足规定的时间分辨率 (比ECG-Prep摄像时高的时间分辨率)的间隔进行多次摄像。另外，MRI系统100也可以还具备对通过基于摄像部的多次摄像而收集到的多个图像沿时序列进行连续再生的再生控制部。例如，再生控制部生成在规定的心时相收集到的各图像与在成为基准的心时相收集到的图像的差分图像，并将生成的各差分图像连续再生。显示流动的流体的影像。然后，在案例1-2 中，决定部通过 BBTI (Black-Blood Time to Inversion,黑血反转时间)_Prep摄像来进行整体区间的事前摄像，并根据通过该事前摄像收集到的图像来决定关心区间。并且，摄像部在被决定的关心区间内，通过Time-SLIP (Time-SpatialLabeling Inversion Pulse)摄像法来进行满足规定的时间间_ (比ΒΒΤΙ-Prep摄像时高的时间分辨率)的多次摄像。Time-SLIP摄像法是通过将流入或流出摄像区域的流体在与该摄像区域相独立的位置上进行标记(也称为添加标记)，并提高或降低流入或流出摄像区域的流体的信号值，从而描绘流体的摄像法。在Time-SLIP摄像法中，在从同步信号(例如R波)算起等待一定 时间后施加Time-SLIP脉冲。该Time-SLIP脉冲包含区域非选择反转脉冲及区域选择反转脉冲，区域非选择反转脉冲能够设定导通或截止。如果通过区域选择反转脉冲对流入(或流出)摄像区域的流体进行标记，则在BBTI时间后流体到达的部分的信号的亮度变高(区域非选择反转脉冲截止时变低)。另外，当标记位置被设定在摄像区域外吋，由于被标记的流体流入摄像区域，在此，将其称为“流入(flow in)”。另ー方面，当标记位置被设定在摄像区域内时，由于被标记的流体流出摄像区域，在此将其称为“流出(flow out)”。实施方式能够适用干“流入”及“流出”中的任ー个。另外，也可以通过交替重复通过区域选择反转脉冲来进行标记的收集与不通过区域选择反转脉冲来进行标记的收集，从而在该时相收集两个图像，并使用收集到的两个图像的差分图像来只提取被标记的部分，抑制背景信号。并且，作为应用例，标记的方法并不限定于上述方法，例如，也可以是连续地照射标记的脉冲的pCASL(PulsedContinuous Arterial Spin labeling)万法。另外，BBTI-Pr印摄像是为了设定Time-SLIP摄像法中的BBTI时间，而在基于Time-SLIP摄像法的摄像之前进行的基于2D FASE的Time-SLIP摄像法的摄像。决定部通过BBTI-Prep摄像来进行整体区间的事前摄像，ー边使从同步信号算起的BBTI时间变化一边收集时相不同的多个图像。此时，决定部以比之后的摄像低的时间分辨率来进行摄像。另夕卜，决定部将收集到的多个图像或根据多个图像解析的信号值的变化显示于显示部。例如，决定部根据通过BBTI-Prep摄像收集到的多个图像来解析背景信号，并图表显示所求得的信号。接着，决定部通过接受对于显示部所显示的图像或信号值的变化的操作者的指定来决定关心区间。例如，操作者阅览显示部所显示的图像或信号值的变化，例如，指定背景信号的信号值变为“O”的时刻前后的规定范围的区间。另外，决定部也可以将与由操作者指定的区间相对应的图像显示于显示部。由此，操作者能够根据所指定的延迟时间来事前确认以何种程度描绘出流体。另外，决定部能够根据基于通过BBTI-Prep摄像收集到的图像解析的信号值的变化来自动地决定关心区间。之后，摄像部在被决定的关心区间内，通过Time-SLIP摄像法以满足规定的时间分辨率(比BBTI-Prep摄像时高的时间分辨率)的间隔进行多次摄像。另外，MRI系统100还可以具备对通过基于摄像部的多次摄像而收集到的多个图像沿时序列进行连续再生的再生控制部。例如，再生控制部通过交替重复进行标记的收集与不进行标记的收集，从而针对每个时相生成在该时相收集到的两个图像之间的差分图像，对生成的各差分图像进行连
续再生。然后，针对案例1-1及案例ト2，举出具体例并详细说明。在时间分辨后的非造影的磁共振血管造影法(MRA (Magnetic ResonanceAngiography))中，能够通过以可靠地包括从心收缩期到心舒张期的方式在R-R周期整体以较小的增量的延迟时间(重复)连续地取得MR图像，以及从心舒张期的亮的信号(亮度高的信号)中减去心收缩期的暗的信号(亮度低的信号)而得到图像。在该方法中，能够得到从心脏周期内的心收缩期到心舒张期之间的血液移动的I个以上的图像。但是，最初不知道心脏周期的适当的副周期即副区间(也称为“关心区间”)存在于PQRSTU中的何处。因此，为了在心脏周期R-R整体周期上得到被较细地分开的数据取得序列，以微小增量的延迟时间取得全部数据，然后，找到(a)心舒张期及(b)心收缩期中的最优的图像，通过相减而生成时间分辨后的流体血管图像(例如，MRA图像)。在此，为了减少资源的白白使用，在实施方式(例如，上述案例1-1)中，首先，MRI系统100为了网罗全部心脏周期，执行基于比较大的粗的増量(例如，IOOms等)的ECG-Prep摄像。另外，MRI系统100使用FBI-Navi法或若干类似的程序，来显示与用于使操作者选择急陡的信号变化的开始与结束的延迟时间相关的粗的信号亮度的图表和操作者能够选择的更细微的増量。另外，MRI系统100能够自动地计算最终扫描的重复间隔(即，在规定的关心区间内能够重复几次扫描)。另外，如在后述的案例2中所述的那样，例如，如在向与本申请相同的受让人转让的美国专利申请第12/699，169号所记载的那样，MRI系统100为了以计算心收缩期及心舒张期而决定心收缩期及心舒张期的延迟时间为目的使用心拍数，能够采用AutO-ECG模式。为了显示时间分辨图像(2D及3D)，MRI系统100自动地从“亮(亮度高的)”心舒张期图像的信号中减去“暗(亮度低的)”心收缩期图像的信号(或相反)。在影像模式下,MRI系统100能够将ー连串的那样的图像用正如流动中的血液那样的运动图像来表示。同样地，如上述的案例1-2那样，在通过Time-SLIP摄像法收集到的时间分辨图像中，作为2D BBTI-Prep摄像的产物，MRI系统100能够显示FBI-Navi那样的图表(plot，graph)，操作者能够通过2D及3D双方或一方选择用于数据取得所希望的周期參数及反复參数双方或一方。时间分辨非造影图像能够根据相关联的信号变动区域(该区域或者也可以不依据操作者的选择，而以包含被检测出的急陡的倾斜周期的方式，自动地通过系统选择)之间的信号取得继续时间而得到。上述接ロ及系统扫描动作及减法的⑶I (Graphical User Interface,图形用户接ロ)能够生成正如流动中的那样的图像，同时能够降低用于通过FBI及Time-SLIP摄像来得到时间分辨非造影图像的扫描时间。由于最初不知道在心脏周期内何时发生特定的信号亮度变动，因此，为了网罗全部心脏周期，以较小的增量(例如，10ms)，使用了多个扫描。例如，使用IOms的间隔时，IOOOms的R-R周期需要100的MRI数据取得序列。为了针对每ー扫描使用3RR周期收集3D数据(2D的空间数据与ID的时间)，2D扫描包含3RRX100 = 300RRs或300心拍。 300X IOOOms = 300秒，即5分钟。因此，为了收集4D数据(3D的空间数据与ID的时间)，每10个切片花费50分钟。并且，在这些多个取得的数据组的取得后的处理过程中，花费较长的时间(例如，由于最初不知道应该在哪里找到減法用的心舒张期即高亮度信号、以及在哪里能够找到最低即心收缩期的峰值相位)。如上述那样，一般事前不知道与特定的被检体相关的信号亮度曲线。因此，全部心脏周期的连续地被延迟的切片图像以大约10 20msec的较小的増量，使用单次激发的FSE(FASE)或其他任意合适的MRA序列(EPI (Echo Planar Imaging,回波平面成像)、 bSSFP (balanced Steady State Free Precession,平衡稳态自由进动序列)等)而取得。但是，在此，例如，在案例トI中，最初为了确认粗的信号亮度曲线，如图2所示，MRI系统100为了网罗全部心脏周期，能够使用利用比较大的増量(大概IOOms程度)的ECG-Pr印摄像。另外，MRI系统100通过使用FBI-Navi (对于ECG时间的信号亮度的图表)，如图3所示，能够选择对于连续的延迟的MRI序列的希望的较短的増量和开始时刻及结束时刻(即，关心区间)。通过从在心舒张期描绘出的图像的高亮度信号中减去心收缩期的低亮度信号，能够得到如图5所示那样视觉地表示移动中的血液信号的时间分辨MRA图像。其中，SI、S2 SN为心收缩期相位1、2 η。如果以影像模式进行显示(图6)，则能够观察非造影时间分辨 MRA。通过以比较小的延迟增量只取得从心收缩期向心舒张期变动的急陡的信号，用于时间分辨非造影MRA的、整体上更加迅速的扫描时间成为可能。扫描时间的进一步缩短能够通过以下来进行。· Τ2+(用于使x-y磁化朝向+ζ方向的数据取得的最终时刻的90度的反转脉冲) 用于缩短实际的单次激发时间，将TRO^petition time，重复时间)从3RR间隔减少到I或2RR间_的更高的平行成像因子(parallel imaging factor) 为了制作图像，为了取得并共有未取得的部分(中央以外的部分)，用于使用心舒张期(或心收缩期)中的全部样本和k空间的中央部分，共有周边k空间数据的匙孔扫描(keyhole scan)由此，用于得到2D空间及ID时间的图像、或3D空间及ID时间的图像的非造影时间分辨的扫描时间变得更短。通过选择扫描周期的开始时刻及结束时刻以及事前设定延迟増量(例如，在系统中计算反复増量)，能够提供易于用于从心收缩期到心舒张期所使用的该时间分辨技术的GUI。非造影时间分辨图像(2D空间+ID时间=3D，或者3D空间+ID时间=4D)摄像可通过使用该类型的ECG-Prep摄像或FBI-Navi的产物而得到。在没有该方法时，需要时间来取得在全部心脏周期上的、以较小的重复增量取得的单次激发FSE图像。但是，在此，为了网罗从低亮度信号(心收缩期)触发时刻到高亮度信号(心舒张期)触发时刻，为了选择扫描开始时刻及扫描结束时刻、如果需要还选择延迟增量，能够使用最初的粗的FBI-Navi的产物。系统能够自动地计算重复间隔，以各种相位(2D或3D扫描)取得多个扫描，从心舒张期的数据中减去心收缩期的数据(或相反)，从而作为流动力学而显示时间分辨MR图像。该方法能够提供使用FBI-Navi、继续时间(关心区间)的选择(系统能够自动地选择的(急陡倾斜检测)、或操作者能够选择的信号变动区域)而得到的时间分辨非造影图像。易于上述接ロ及系统扫描动作及減法操作的GUI能够生成正如流动中的那样的图像。
在实施方式中，由于事前不知道对于涵盖与特定的被检体相关的心脏周期的R-R周期整体的时间的MR信号亮度的曲线，因此，对于所提供的被检体的间隔粗的扫描能够用于迅速地找到心收缩期及心舒张期的定时的情況。例如，如图2所示，可以说，一连串的MRI切片成像序列SI、S2 在涵盖对于所提供的被检体的R-R周期(大约650 1300msec程度即可)的比较大的间隔(例如，约100msec)中有效。这样，将在R-R周期上的MR信号亮度如图2所示那样，以能够识别最小的MR信号亮度(心收缩期)的定时与最大的MR信号亮度(心舒张期)的定时的方式首先进行描绘。如果识别出与该特定的被检体相关的心收缩期及心舒张期的时间点，则能够在接下来使更集中(即，时间间隔更紧密)的一连串的连续地延迟的MRI切片摄像序列有效，以便能够取入R-R周期、即、如图3所示那样的心收缩期与心舒张期之间的最希望的部分。在此，MRI序列能够使间隔(例如，约IOmsec)更紧密，以便能够在图像之间得到所希望程度的増量变动。由此，作为时间分辨非造影MRA图像而取得2D及3D中的双方或一方吋，能够使用FBI-Navi等技木。如果以影像模式显示这些连续的图像，这些影像看起来像是在被摄像的被检体内的血管中流动的血液(或在其他适当的管中流动的其他流体)的血液循环カ学的显示。但是，为了描绘出对于所提供的被检体的R-R间隔之间的MR信号強度曲线，通过首先进行图2那样的初期的粗扫描，然后，只集中于对于更细地紧密地分开的连续图像的曲线的所希望的部分(例如，心收缩期/心舒张期)，能够有效地节约相当的时间。如图4所示，一部分的被检体也可以具有包含2对以上的最小及最大的点的MR信号強度曲线。如图4所示，例如，第I最小及第I最大的心收缩期/心舒张期的点划定包含取得第I 一连串的图像的最大的上升倾斜的亮度曲线的第I区间II。但是，另外，该特定的被检体表示具有第2最小及第2最大的点的第2区间12。因此，划定第2的较小上升倾斜的区域的该第2较小的区间也还能够如图4所示那样，取入到第2 —连串连续的被延迟的切片摄像MRI序列。实际上，由此，能够取入在之后的时间划分发生的亮度曲线的上升倾斜部分。图5是为了模拟表示通过动脉的被摄像的部分而移动的血液的量的影像显示，而在不同的定时进行摄像，相减(心舒张期-心收缩期等)，从而概略地描绘出理想化的直线状的动脉部分，成为能够以影像模式(例如，參照图6)显示的ー连串的图像。该种FBI-Navi显示在现有技术中被熟知，但如果为了能够在图3及图4所示那样的被识别出的心收缩期/心舒张期的间隔中，更精密地限制紧密的间隔的连续图像，而使用如图2那样的最初的、粗的更长的间隔的描绘序列，则能够大幅地缩短全部数据取得时间。可以说，动脉信号亮度的变动从心收缩期的结束到心舒张期的开始是急剧的。但是，该变动的定时针对每个被检体而不同。存在逐渐増大的信号亮度时，为了找到最适当的时间带，能够使用FBI-Navi，来决定心收缩期及心舒张期的触发时刻(例如，使用多个相位的ECG-Prep摄像单一切片取得的那样的时刻)的粗略推定。如果使用FBI-Navi、时间分辨图像的产物，来减少对于时间分辨非造影MRA的全部取得时间，则能够在从心收缩末期到心舒张初期显著増大的信号变动的周期中更有效地取得。为了有效地取得时间分辨非造影MRA图像，能够如图2所示那样使用FBI-Navi来 自动地决定从心收缩末期到心舒张初期显著増大的信号变动周期。之后，系统能够自动地决定最优的扫描周期。为了取得在从心收缩期到心舒张期的周期整体上连续地被延迟的切片图像，能够实现操作者选择并决定渐近的延迟以及系统计算合适的重复时间双方或一方。然后，系统能够从心舒张期所描绘出的图像(高亮度信号)中分别减去连续的心收缩期的图像的各个，显示ー连串的相减后的图像。使用FBI-Navi測定的所希望的信号变动周期(例如，从心收缩后期到心舒张初期)能够以较小的延迟增量取得。或者，另外，如在后述的案例2中所述的那样，通过 Auto-ECG (例如，參照美国专利申请第12/699，169号)计算出的信号变动周期能够以更小的増量来使用。Auto-ECG能够使用心拍数及測定到的心收缩期及心舒张期的周期来计算合适的延迟间隔。Auto-ECG还能够自动地决定心收缩期及心舒张期的触发延迟。MRI系统100另外也可以只自动地决定心收缩期/心舒张期的周期，并决定操作者所希望的増量延迟或被指示的増量(例如，10 20ms)。然后，MRI系统100也能够计算适当的重复时间，并在相关联的周期上取得连续图像。然后，MRI系统100从在心舒张期被触发的图像(高亮度信号)中减去心收缩期图像，并显示该相减后的图像。另外，如后述的案例2所述的那样，Auto-ECG能够使用心拍数及心收缩期及心舒张期的周期来决定心收缩期及心舒张期的触发延迟。从而，时间分辨非造影MRA数据能够以更短的时间取得。取得周期能够用容易的方法选择，在手动地进行时，复杂的減法等数据处理过程能够在系统内进行。系统显示能够不手动地显示，而以影像模式进行。在图7中示出心收缩期/心舒张期的关心区间决定模块用的程序代码结构的例子。在此，模块(例如，经由与取得/显示时间分辨MRA图像的要求相关的合适的操作者及系统双方或一方的命令)被启动。在步骤SOl中，启动待机循环，以便操作者选择粗扫描參数。在该操作者选择中，例如设为包含框a所示的项目。在框a中，操作者能够划定扫描周期的开始及停止的时刻(R-R间隔等)、延迟时间增量等的重复次数或大小(或者，也可以单纯地选择在系统中自动地决定这些最初的粗扫描參数)。操作者输入结束后，在步骤S02中执行粗FBI-Navi扫描(ECG-Pr印摄像)。并且，如果操作者能够输入(即，如果不希望完全的自动系统输入)，则接下来，在步骤S03中显示对于时间的粗的扫描信号的生成数据，之后，在步骤S04中启动待机循环，从而最終的心收缩期/心舒张期的扫描參数的操作者选择成为可能。如框b所示，在那样的操作者选择中，能够包含对于多个间隔的选择项。但是，操作者至少能够对于第I间隔输入扫描的开始及结束的时刻以及第2较小的时间间隔。或者，也可以单纯地选择在系统中自动地决定下ー时间分辨MRA扫描过程用的合适的更小的时间间隔。当最終的操作者输入完成时，朝向按照这些操作者设定參数执行的时间分辨非造影MRA过程而结束控制(例如，在由图7的前半部分所记载的粗扫描过程決定的、进ー步限定的心收缩期/心舒张期的区间(单个或多个)内，朝向执行现有的时间分辨非造影MRA的其它模块前进而结束等)。对于本领域的技术人员来说不言而喻，如果有需要，实质上，图7所示的全部过程应当不用操作者重复进行控制输入，而能够由系统自动地执行的方式进行编程。例如，存在操作者输入时，应当能够限定于时间分辨非造影MRA用的全部模块中的基本设定參数等的事前设定。
[案例2]然后，针对案例2的情况进行说明。首先，在案例2-1中，决定部使用自动地决定来自同步信号的最优的延迟时间的Auto-ECG摄像法来决定关心区间。例如，决定部通过从被安装于被检体的心脏信号取得装置8等收集心时相信息(例如，心电图)，并对收集到的心时相信息进行解析，从而确定心收缩期及心舒张期，并将从心收缩期向心舒张期信号值急剧变化的区间自动地决定为关心区间。另外，在案例2-2中，决定部根据抑制的背景信号的tl值来决定关心区间。各组织所具有的tl值其大概的范围是预先知道的，另外，根据脉冲序列的条件，各组织所具有的tl值在什么样的指数函数上变化也是预先知道的。例如，在案例1-1中说明的FBI摄像法中，由于一般使用心舒张期图像与心收缩期图像的差分图像，因此，背景信号被除去，可以说很少存在背景信号的抑制成为问题的情況。另ー方面，在案例1-2中说明的Time-SLIP摄像法中，由于不限定于必须使用差分图像，因此有时希望抑制背景信号。在此，通过Time-SLIP脉冲激发的背景信号的tl值在上述指数函数上变化，但在该变化过程中，存在tl值变为“O”的零点(null point)。可以说，该零点的前后的规定范围的区间是抑制背景信号并强调地描绘出所希望的信号的有效点(sweet spot)区间。因此，决定部在预先判明了抑制的背景信号的组织等时，预先确定该组织所具有的tl值在什么样的指数函数上变化。并且，决定部通过确定指数函数上的零点，并且确定有效点区间，从而决定满足规定的时间分辨率的关心区间。[其他案例]针对其他案例进行说明。决定部在包含关心区间的整体区间中，以基于低于规定的时间分辨率的低时间分辨率的间隔进行多次事前摄像，并根据通过该事前摄像收集到的多个图像来算出流体的流速，根据算出的流速来决定关心区间。更具体而言，决定部通过使用通过事前摄像收集到的图像来确定流体的移动距离，并且根据在该事前摄像中使用的脉冲序列信息来取得与所确定的移动距离对应的经过时间，并将移动距离除以经过时间，从而算出流体的流速。并且,决定部根据算出的流速来决定关心区间。例如,决定部自动地将规定以上的流速所存在的时间轴上的区间决定为关心区间。另外，例如，决定部将表示流速的变化的图表显示于显示部，接受操作者的关心区间的指定。以下，详细说明决定部进行的流速算出处理。例如，决定部与案例1-1相同，通过ECG-Pr印摄像，一边使来自同步信号(例如R波)的延迟时间变化一边收集心时相不同的多个图像。然后，决定部使用在规定的心时相收集到的图像与在成为基准的心时相收集到的图像的差分图像，针对心时相不同的每个图像确定流体的移动距离。如上述那样，在心时相不同的图像之间，MR信号的亮度不同。因此，例如，通过从在成为基准的心时相收集到的图像中减去在规定的心时相收集到的图像，能够描绘出在其间在被检体内移动的流体(例如，血液)的信号。例如，在图8中，“tn”表示基准的心时相，“SI (tn) ”表示在心时相tn收集到的MR信号。如图8所示，例如，在心收缩期从心脏泵出的血液的MR信号由于其亮度低(在图8中，例如用白色表示)，因此，随着延迟时间的增量变大，亮度低的部分渐渐地増加。图像I 图像6是从成为基准的心时相的图像中除去各时相的图像后的图像，成为血液以外的信息被除去、而只描绘出血液的图像。例如，决定部根 据亮度对作为该差分图像的图像I 图像6进行解析，例如，通过区别亮度高的部分与亮度低的部分，确定各心时相的流体的移动距离。例如，如图9所示，决定部确定移动距离L2 L6。另外，决定部针对各图像的每个移动距离，根据脉冲序列信息取得经过时间。例如，在案例I中，与各心时相对应的经过时间相当于作为脉冲序列信息而设定的延迟时间。 因此，决定部取得作为脉冲序列信息设定的延迟时间。例如，如图9所示，作为延迟时间，决定部取得 tN+1msec、tn+2msec、tn+3msec、tn+4msec、tn+5msec。并且，决定部使用各移动距离及各经过时间来算出流速。例如，决定部通过将某移动距离除以与该移动距离对应的经过时间，算出在该心时相确定的确定速度。例如，如图9所示，决定部通过将移动距离L3除以经过时间(tn+2-tn)，算出平均速度MV3。另外，速度的算出方法并不限定于此。例如，如图10所示，算出部也可以通过将作为图像6与图像5的差分的移动距离AL6除以经过时间(tn+5_tn+4),算出特定速度SV(Specific Velocity)。或者，例如，如图11所示，也可以通过将在各心时相累积的累积移动距离L6除以累积经过时间(tn+5-tn)，算出速度。接着，说明其他例子。例如，决定部与案例1-2相同，通过BBTI-Pr印摄像，ー边使来自同步信号(例如R波)的BBTI时间变化ー边收集时相不同的多个图像。然后，决定部针对时相不同的每个图像确定流体的移动距离。如图12所示，随着BBTI时间的增量变大，亮度高的部分渐渐地增加(在图12中，例如用黒色表示)。决定部例如根据亮度来对各图像进行解析，例如通过区别亮度高的部分与亮度低的部分，确定各时相的流体的移动距离。另外，在该时相下交替重复进行标记的收集与不进行标记的收集来收集两个图像时，决定部使用收集到的两个图像的差分图像来只提取被标记的部分，针对时相不同的每个图像确定流体的移动距离。然后，决定部针对各图像的每个移动距离，根据脉冲序列信息来取得经过时间。例如，设为决定部通过使用FASE法的Time-SLIP摄像法来收集时相不同的多个图像的情况。此时，作为经过时间，决定部根据脉冲序列信息来取得将BBTI时间与有效回波时间(TEeff (Effective Time to Echo))相加得到的值。另外，设为决定部通过使用了bSSFP (balanced Steady State Free Precession)法的 Time-SLIP摄像法来收集时相不同的多个图像的情况。此时，当进行从k空间的中央开始排列相位编码的中央填充(centricordering)时,作为经过时间，决定部根据脉冲序列信息来取得BBTI时间。另ー方面，当进行在k空间依次排列相位编码的序列填充时，作为经过时间，决定部根据脉冲序列信息取得将BBTI时间与相当于相位编码数的一半的时间进行相加得到的值。这些经过时间表示与收集到被填充在k空间的中央附近的MR信号的经过时间相对应。并且，作为应用例，标记的方法并不限定于上述方法，例如，也可以是连续照射标记的脉冲的 pCASL (Pulsed Continuous Arterial Spin labeling)方法。根据以上所述的至少ー个实施方式的磁共振成像装置及磁共振成像方法，能够有效地对流体进行摄像。虽然说明了本发明的几个实施方式，但这些实施方式是作为例子进行说明的，并不用于限定本发明的范围。这些实施方式能够以其他的各种形态进行实施。在不脱离发明的要g的范围内，能够进行各种省略、置換、变更。这些实施方式或其变形包含于发明的范围或要g中，同样地，包含于权利要求所记载的发明及其同等的范围中。
权利要求
1.ー种磁共振成像装置，具备 决定部，决定当以在被检体内移动的流体为对象在不同的时相进行多次摄像时以满足规定的时间分辨率的间隔进行摄像的时间轴上的区间；以及 摄像部，在上述区间内进行基于上述时间分辨率的多次摄像。
2.根据权利要求I所述的磁共振成像装置， 上述决定部在包含上述区间的整体区间，以基于低于上述规定的时间分辨率的低时间分辨率的间隔进行多次事前摄像，根据通过该事前摄像收集到的多个图像来决定以满足上述规定的时间分辨率的间隔进行摄像的时间轴上的区间。
3.根据权利要求I或2所述的磁共振成像装置， 还具备再生控制部，对通过基于上述摄像部的多次摄像收集到的多个图像沿着时序列进行连续再生。
4.根据权利要求2所述的磁共振成像装置， 上述决定部进行ー边使来自同步信号的延迟时间变化一边收集心时相不同的多个图像的ECG-Prep摄像,作为上述多次事前摄像，将通过该ECG-Prep摄像收集到的多个图像或根据该多个图像解析出的信号值的变化显示于显示部，并接受在心收缩期与心舒张期之间设定的上述区间的指定，从而决定上述区间， 上述摄像部在上述区间内，通过描绘从心脏泵出的血液的FBI摄像法即新鲜血液成像法，以满足上述规定的时间分辨率的间隔进行多次摄像。
5.根据权利要求2所述的磁共振成像装置， 上述决定部进行ー边使来自同步信号的延迟时间变化一边收集心时相不同的多个图像的ECG-Prep摄像，作为上述多次事前摄像，根据基于通过该ECG-Prep摄像收集到的多个图像解析的信号值的变化来决定上述区间， 上述摄像部在上述区间内，通过描绘从心脏泵出的血液的FBI摄像法，以满足上述规定的时间分辨率的间隔进行多次摄像。
6.根据权利要求2所述的磁共振成像装置， 上述决定部进行ー边使来自同步信号的BBTI时间即黒血反转时间发生变化，ー边收集时相不同的多个图像的BBTI-Pr印摄像，作为上述多次事前摄像，将通过该BBTI-Pr印摄像收集到的多个图像或者根据该多个图像解析出的信号值的变化显示于显示部，并接受上述区间的指定，从而决定上述区间， 上述摄像部在上述区间内通过Time-SLIP摄像法、即时间空间标记反转脉冲摄像法，以满足上述规定的时间分辨率的间隔进行多次摄像，该Time-SLIP摄像法是对流入或流出摄像区域的流体在与该摄像区域独立的位置进行标记，从而提高或降低流入或流出摄像区域的该流体的信号值的摄像法。
7.根据权利要求2所述的磁共振成像装置， 上述决定部进行ー边使来自同步信号的BBTI时间发生变化ー边收集时相不同的多个图像的BBTI-Pr印摄像，作为上述多次事前摄像，根据基于通过该BBTI-Pr印摄像收集到的多个图像解析的信号值的变化来决定上述区间， 上述摄像部在上述区间内通过Time-SLIP摄像法、即时间空间标记反转脉冲摄像法，以满足上述规定的时间分辨率的间隔进行多次摄像，该Time-SLIP摄像法是对流入或流出摄像区域的流体在与该摄像区域独立的位置进行标记，从而提高或降低流入或流出摄像区域的该流体的信号值的摄像法。
8.根据权利要求2所述的磁共振成像装置， 上述决定部在包含上述区间的整体区间，以基于低于上述规定的时间分辨率的低时间分辨率的间隔进行多次事前摄像，根据通过该事前摄像收集到的多个图像来算出上述流体的流速，并根据算出的流速来决定上述区间。
9.根据权利要求8所述的磁共振成像装置， 上述决定部使用通过该事前摄像收集到的图像来确定上述流体的移动距离，并且根据在该事前摄像中所使用的脉冲序列信息取得与确定的移动距离对应的经过时间，通过将该移动距离除以该经过时间来算出上述流体的流速，并根据算出的流速来决定上述区间。
10.根据权利要求I所述的磁共振成像装置， 上述决定部根据从上述被检体收集的心时相信息来决定上述区间。
11.一种在磁共振成像装置中执行的磁共振成像方法，其特征在于，包含 决定エ序，决定当以在被检体内移动的流体为对象在不同的时相进行多次摄像时以满足规定的时间分辨率的间隔进行摄像的时间轴上的区间；以及 摄像エ序，在上述区间内进行基于上述时间分辨率的多次摄像。
全文摘要
实施方式涉及的磁共振成像装置(100)具备决定部(22)和摄像部(22)。上述决定部(22)决定当以在被检体内移动的流体为对象在不同的时相进行多次摄像时以满足规定的时间分辨率的间隔进行摄像的时间轴上的区间。上述摄像部(22)在上述区间内进行基于上述时间分辨率的多次摄像。
文档编号G01R33/563GK102665544SQ201180003328
公开日2012年9月12日 申请日期2011年10月13日 优先权日2010年10月13日
发明者宮崎美津惠 申请人:东芝医疗系统株式会社, 株式会社东芝