CN101138497A - 磁共振成像装置 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种磁共振成像装置，具有拍摄条件设定单元、数据收集单元以及图像数据生成单元。拍摄条件设定单元针对多个拍摄部位中的每一个设定至少包含1个非造影拍摄的拍摄条件。数据收集单元按照拍摄条件设定单元设定的拍摄条件，针对多个拍摄部位中的每一个收集数据。图像数据生成单元根据数据收集单元收集的多个拍摄部位中的每一个的数据生成图像数据。

Description

磁共振成像装置

技术领域

本发明涉及一种以拉莫尔频率的高频(RF：radio frequency，无线电频率)信号对被检体的原子核自旋(spin)进行磁激励，根据伴随该激励产生的核磁共振(NMR：nuclear magnetic resonance)信号来重构图像的磁共振成像(MRI：Magnetic Resonance Imaging)装置，尤其是涉及可以针对每个拍摄部位设定拍摄条件，并按照所设定的拍摄条件收集来自各拍摄部位的数据的磁共振成像装置。

背景技术

磁共振成像是以拉莫尔频率的RF信号对放置在静磁场中的被检体的原子核自旋进行磁激励，根据伴随该激励产生的NMR信号来重构图像的拍摄方法。

在该磁共振成像的领域中，作为得到血流像的方法已知MRA(magnetic Resonance Angiography，磁共振血管成像)。MRA中不使用造影剂的方法称为非造影MRA。在非造影MRA中，有人提出FBI(Fresh Blood Imaging，新鲜血液成像)法，其中通过进行ECG(electro cardiogram，心电图)同步，并捕捉从心脏搏出的流速快的血流，来良好地描绘血管(例如参照日本特开2000-5144号公报)。

基于该FBI法的非造影MRA通过改变ECG同步的延迟时间，并在拍摄到的图像数据间取得差分，来得到分离了动静脉的MRA像。并且，在FBI法中，还有人提出通过施加spoiler(阻流)脉冲，来抑制收缩期的动脉信号的Flow-Spoiled(阻流)FBI法。Flow-Spoiled FBI法使心肌舒张期和收缩期的动脉信号之差图像化。另外，还有人提出用于决定ECG同步的最佳延迟时间的ECG-prep(预)扫描。

并且，在FBI法中，为了描绘低流速的血流，有人提出在读出(RO：readout)方向上施加梯度脉冲(Gspoil)、并向倾斜磁场脉冲施加移相脉冲(dephase pulse)或聚相脉冲(rephase pulse)的Flow-dephasing(血流移相)法(例如参照日本特开2002-200054号公报、日本特开2003-135430号公报以及美国专利第6801800号说明书)。根据该Flow-dephasing法，利用移相脉冲或聚相脉冲的作用，可增大来自流速快的血流的信号值和来自低流速血流的信号值的相对信号差。而且，可根据该相对信号差清晰地分离动静脉。

另外，为了选择性地描绘或抑制仅流入拍摄断面的血液，有人提出施加t-SLIP(Time-SLIP：Time-Spatial Labeling Inversion TaggingPulse，时间-空间标记反转标签脉冲)脉冲的技术(例如参照日本特开2001-252263号公报)。在该t-SLIP法中，从ECG信号的R波起经过一定的延迟时间(delay time延迟时间)之后施加t-SLIP脉冲，标记流入拍摄区域的血液。由此来强调反转时间(TI：inversion time)之后到达拍摄断面的血液的信号强度。

另外，有人提出不测定基于ECG-prep扫描的心电同步定时，而是简单地利用非造影得到血流的动态信息的技术(例如参照日本特开2004-329614号公报)。该技术将ECG-prep扫描用作成像扫描。即，对利用与ECG-prep扫描同样地使从ECG信号的R波开始的延迟时间缓慢变化的成像扫描多次收集到的2维数据进行差分处理，来求出血流的动态信息。

另一方面，用于接收NMR信号的接收用RF线圈有时还兼用作RF信号的发送用RF线圈，但多数情况下使用对应于拍摄部位的专用的接收用RF线圈。例如，作为脊椎用线圈，有人提议沿体轴方向排列线圈要素的阵列线圈(例如参照日本特开平5-261081号公报)。另外，在拍摄整个腹部时，配置多个线圈要素以包围被检体，从整个腹部接收NMR信号(例如参照日本特开2003-334177号公报)。

但是，由于必须针对每个拍摄部位配置线圈要素，所以存在线圈要素的数量增加的问题。并且，用户每当被检体或拍摄部位变化时，都需要更换成对应于拍摄部位的线圈要素。因此，用户需要备齐多个对应于拍摄部位的专用的线圈要素，并且，线圈要素的更换作业对于现场的医师或技师等用户来说是非常麻烦的作业。

因此，还有人提出如下技术：针对沿垂直于被检体体轴的X轴方向排列的多个线圈要素，设置开关电路或合成电路(Matrix，矩阵)，可以对用于接收的线圈要素的组合进行模式选择(例如参照日本特开2003-334177号公报)。

现有的血流像的拍摄是与器官或脏器的拍摄相对照地使拍摄部位专用的接收用RF线圈移动并针对每个断面执行的。即，如果某个断面的血流像的拍摄结束，则用户将接收用RF线圈移动到适于拍摄作为下个拍摄对象的断面的血流像的位置。然后，在决定了RF线圈的位置后，拍摄对应断面的血流像。

另外，血流像的拍摄有时跨过专用RF线圈不同的多个拍摄部位执行。这种情况下，每当改变拍摄部位时，必须更换接收用的RF线圈。尤其是在拍摄全身的血流图像时，必须非常频繁地更换RF线圈。

并且，在每个拍摄部位的适于血流像拍摄的拍摄序列(sequence)不同时，每当拍摄部位变化时，用户都必须再设定拍摄序列。

这样，在要拍摄跨大范围的血流像时，存在的问题是，用户除了选择及设置接收用RF线圈等复杂作业外，还必须执行拍摄序列的再设定等复杂操作。另外，该问题不限于血流像，是要拍摄大范围图像时共同的问题。

发明内容

本发明鉴于现有的问题作出，其目的在于提供一种可通过更简单的操作来拍摄以血流像为代表的大范围图像的磁共振成像装置。

为了实现上述目的，本发明的磁共振成像装置具有：拍摄条件设定单元，针对多个拍摄部位中的每一个设定至少包含1个非造影拍摄的拍摄条件；数据收集单元，按照由所述拍摄条件设定单元设定的所述拍摄条件，针对所述多个拍摄部位中的每一个收集数据；和图像数据生成单元，根据由所述数据收集单元收集的所述多个拍摄部位中的每一个的数据，生成图像数据。

在上述的本发明的磁共振成像装置中，可以通过更简单的操作，拍摄以血流像为代表的大范围图像。

附图说明

图1是表示本发明的磁共振成像装置的实施方式的结构图。

图2是表示图1中示出的RF线圈单元的详细结构的一例的图。

图3是表示设置在图2中示出的被检体的体表侧的线圈要素的配置例的图。

图4是表示设置在图2中示出的被检体的背面侧的线圈要素的配置例的图。

图5是表示设置在图2中示出的被检体的体表侧的线圈要素的另一配置例的图。

图6是表示设置在图2中示出的被检体的背面侧的线圈要素的另一配置例的图。

图7是图1中示出的计算机的功能框图。

图8是表示利用图1中示出的磁共振成像装置拍摄被检体全身的非造影MRA图像时的流程的流程图。

图9是表示在图1中示出的显示装置中被显示为用户界面的拍摄条件设定画面的一例的图。

具体实施方式

参照附图说明本发明的磁共振成像装置的实施方式。

图1是表示本发明的磁共振成像装置的实施方式的结构图。

磁共振成像装置20在未图示的构台(gantry)中内置了形成静磁场的筒状静磁场用磁铁21、设置在该静磁场用磁铁21内部的匀磁线圈(shim coil)22、倾斜磁场线圈23以及RF线圈24。

另外，在磁共振成像装置20中具备控制系统25。控制系统25具备静磁场电源26、倾斜磁场电源27、匀磁线圈电源28、发送器29、接收器30、序列控制器31及计算机32。控制系统25的倾斜磁场电源27由X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y及Z轴倾斜磁场电源27z构成。另外，计算机32中具备输入装置33、显示装置34、运算装置35及存储装置36。

静磁场用磁铁21与静磁场电源26连接，具有利用静磁场电源26供给的电流在拍摄区域中形成静磁场的功能。另外，静磁场用磁铁21多数情况下由超导线圈构成，在激磁时与静磁场电源26连接，被供给电流，但一旦被激磁之后，通常变成非连接状态。另外，有时由永久磁铁构成静磁场用磁铁21，不设置静磁场电源26。

另外，在静磁场用磁铁21的内侧，在同轴上设置筒状的匀磁线圈22。匀磁线圈22构成为与匀磁线圈电源28连接，从匀磁线圈电源28向匀磁线圈22供给电流，从而使静磁场均匀。

倾斜磁场线圈23由X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y及Z轴倾斜磁场线圈23z构成，在静磁场用磁铁21的内部形成筒状。在倾斜磁场线圈23的内侧设置床37，作为拍摄区域，并在床37上放置被检体P。RF线圈24有时不内置于构台中，而是设置在床37或被检体P附近。

另外，倾斜磁场线圈23与倾斜磁场电源27连接。倾斜磁场线圈23的X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y及Z轴倾斜磁场线圈23z分别与倾斜磁场电源27的X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y及Z轴倾斜磁场电源27z连接。

而且，构成为可利用从X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y及Z轴倾斜磁场电源27z分别供给X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y及Z轴倾斜磁场线圈23z的电流，在拍摄区域中分别形成X轴方向的倾斜磁场Gx、Y轴方向的倾斜磁场Gy、Z轴方向的倾斜磁场Gz。

RF线圈24与发送器29及接收器30连接。RF线圈24具有从发送器29接收高频信号并发送到被检体P的功能、以及接收伴随由被检体P内部的原子核自旋的高频信号引起的激励所产生的NMR信号并供给接收器30的功能。

图2是表示图1中示出的RF线圈24的详细结构的一例的图，图3是表示设置在图2中示出的被检体P的体表侧的线圈要素24c的配置例的图，图4是表示设置在图2中示出的被检体P的背面侧的线圈要素24c的配置例的图。

如图2所示，RF线圈24具备筒状的全身用(WB：whole-body)线圈24a和相控阵线圈24b。相控阵线圈24b具备多个线圈要素24c，并且在被检体P的体表侧和背面侧分别配置多个线圈要素24c。

例如如图3所示，在被检体的体表侧，沿x方向配置4列、沿z方向配置8列共计32个线圈要素24c，以覆盖大范围的拍摄部位。另外，如图4所示，在被检体的背面侧也同样，沿x方向配置4列、沿z方向配置8列共计32个线圈要素24c，以覆盖大范围的拍摄部位。在背面侧，从提高考虑到被检体P的椎骨的存在的灵敏度的观点出发，在体轴附近配置比其它线圈要素24c小的线圈要素24c。

另一方面，接收器30具备双工器(duplexer)30a、放大器30b、切换合成器30c及接收系统电路30d。双工器30a与发送器29、WB线圈24a及WB线圈24a用的放大器30b连接。放大器30b的设置数量仅为各线圈要素24c及WB线圈24a的数量，分别个别地与各线圈要素24c及WB线圈24a连接。切换合成器30c设置一个或多个，切换合成器30c的输入侧经由多个放大器30b与多个线圈要素24或WB线圈24a连接。接收系统电路30d仅设置期望的数量，以在各线圈要素24c及WB线圈24a的数量以下，并设置在切换合成器30c的输出侧。

WB线圈24a可用作高频信号发送用的线圈。另外，可使用各线圈要素24c作为NMR信号的接收用线圈。并且，可将WB线圈24a用作接收用线圈。

因此，双工器30a构成为将发送器29输出的发送用高频信号提供给WB线圈24a，另一方面，将在WB线圈24a中接收到的NMR信号经由接收器30内的放大器24d提供给切换合成器30c。另外，构成为将在各线圈要素24c中接收到的NMR信号也分别经由对应的放大器24d输出到切换合成器30c。

切换合成器30c构成为执行从线圈要素24c或WB线圈24a接收到的NMR信号的合成处理及切换，并输出到对应的接收系统电路30d。换言之，构成为与接收系统电路30d的数量一致，在切换合成器30c中执行从线圈要素24c或WB线圈24a接收到的NMR信号的合成处理及切换，并且使用期望的多个线圈要素24c，形成对应于拍摄部位的灵敏度分布，从而可接收来自各种拍摄部位的NMR信号。

但是，也可以不设置线圈要素24c，而是仅利用WB线圈24a接收NMR信号。另外，也可以不设置切换合成器30c，而是将在线圈要素24c或WB线圈24a中接收到的NMR信号直接输出到接收系统电路30d。并且，也可以大范围地配置更多的线圈要素24c。

图5是表示设置在图2中示出的被检体P的体表侧的线圈要素20c的另一配置例的图，图6是表示设置在图2中示出的被检体P的背面侧的线圈要素24C的另一配置例的图。

如图5及图6所示，可以在被检体P的周围配置更多的线圈要素24c。在图5示出的例子中，沿z方向配置3个由沿x方向4列、沿z方向4列的16要素的线圈要素24c构成的线圈24d，因此在被检体P的体表侧设置了共计48要素的线圈要素24c。另外，在图6示出的例中，由沿x方向4列、沿z方向8列的32要素的线圈要素24c构成的线圈24e位于椎骨侧，具备未图示的2要素的线圈要素24c的线圈24f位于颚附近，具备未图示的12要素的线圈要素24c的线圈24g位于头部，因此在被检体P的背面侧设置了共计46要素的线圈要素24c。而且，如图5及图6所示，如果在被检体P的体表侧及背面侧配置表面个线圈24c，则在被检体周围配置共计94要素的线圈要素24c。各线圈要素24c经由未图示的线圈端口，分别与专用的放大器30b连接。

而且，通过在被检体P的周围配置多个线圈要素24c，可形成不使线圈或被检体P的位置移动就可接收来自多个拍摄部位的数据的全身用的相控阵线圈24b。WB线圈24a也可以在不使线圈或被检体P的位置移动的情况下接收来自多个拍摄部位的数据，但如果将全身用的相控阵线圈24b用作接收用线圈，则能够以更适合拍摄部位的灵敏度以及更好的SNR(signal to noise ratio，信噪比)接收数据。

另一方面，控制系统25的序列控制器31与倾斜磁场电源27、发送器29及接收器30连接。序列控制器31具有如下功能：存储记述了驱动倾斜磁场电源27、发送器29及接收器30所需的控制信息、例如应施加在倾斜磁场电源27上的脉冲电流的强度或施加时间、施加定时等动作控制信息的序列信息；和通过按照所存储的规定序列驱动倾斜磁场电源27、发送器29及接收器30，产生X轴倾斜磁场Gx、Y轴倾斜磁场Gy、Z轴倾斜磁场Gz及高频信号。

另外，序列控制器31构成为接收通过接收器30中的NMR信号的检波以及A/D转换得到的、作为复数数据的原始数据(raw data)，并提供给计算机32。

因此，发送器29具备根据从序列控制器31接收到的控制信息向RF线圈24提供高频信号的功能，另一方面，接收器30具备如下功能：通过对从RF线圈24接收到的NMR信号进行检波、执行所需的信号处理并进行A/D转换，生成作为数字化后的复数数据的原始数据的功能；以及将所生成的原始数据提供给序列控制器31的功能。

并且，磁共振成像装置20具备取得被检体P的ECG信号的ECG单元38。构成为由ECG单元38取得的ECG信号经由序列控制器31被输出到计算机32。

另外，床37具备床驱动装置39。床驱动装置39与计算机32连接，可以通过来自计算机32的控制，使床37的床板(table)移动，执行基于moving table(移动床板)法或stepping-table(步进床板)法的拍摄。moving table法是通过在拍摄时连续移动床37的床板，在移动方向上得到大的拍摄视野(FOV：field of view)的技术。stepping-table法是针对每个台站(station)使床37的床板步进移动来进行3D(dimensional)拍摄的技术。这些技术用于进行象全身拍摄那样不能一次拍摄的大区域拍摄的情况。移动床37而收集到的多个图像也可以通过计算机32中的合成处理来互相结合。

另外，通过由运算装置35执行保存在计算机32的存储装置36中的程序，计算机32具备各种功能。但是，也可以不利用程序，而是设置特定电路来构成计算机32。

图7是图1中示出的计算机32的功能框图。

计算机32利用程序来用作接口部41、拍摄条件设定部42、序列控制器控制部43、k空间数据库44、图像重构部45、实空间数据库47、血流像形成部48、床控制部49。

接口部41利用GUI(Graphical User Interface，图形用户界面)技术使显示装置34显示用于设定或输入各种信息的设定画面，另一方面，具有接收来自输入装置33的指示信息并提供给对应的构成要素的功能。作为所设定的信息，例如可举出拍摄条件、图像处理方法等信息。

尤其是，通过拍摄条件的设定画面，可以一并设定针对跨过头部、胸部、腹部、下肢等多个拍摄部位的拍摄的拍摄条件。因此，不必跨多个拍摄部位再设定拍摄条件，就可收集来自各拍摄部位的数据。另外，由于在数据收集中使用上述的WB线圈24a或全身用相控阵线圈24b，所以不必改变线圈或被检体P的位置。由此，可连续且自动地收集来自多个拍摄部位的数据。

作为成为跨多个拍摄部位的拍摄的对象的主要图像，例如可举出血流像。尤其是，多个拍摄部位可成为不使用造影剂的非造影MRA的对象。因此，只要针对多个拍摄部位设定非造影MRA用的拍摄条件，就可以在不给予造影剂的情况下连续拍摄全身的血管。因此，这里说明设定非造影MRA用的拍摄条件的情况。

作为具体的拍摄条件的设定方法，例如可以举出预先针对每个拍摄部位从作为候补的拍摄用脉冲序列中选择期望的脉冲序列的方法。另外，由于对应于拍摄条件而收集的数据的图像处理方法也可变化，所以对于图像处理方法也可以通过设定画面在数据收集之前进行设定。例如，可以通过设定画面在数据收集之前进行是否分别自动执行如下处理的指示：即在收集3维图像数据时的最大值投影(MIP：Maximum Intensity Projection)处理等投影处理；在根据心肌舒张期和收缩期的图像数据生成分离了静动脉后的MRA像时的差分处理。

另外，作为拍摄条件，也可以从输入装置33指示基于伴随床37的床板的移动的moving table法或stepping-table法的拍摄。这种情况下，将床板的位置信息与用于拍摄的脉冲序列相关联。即，可以对应于床板的位置来设定脉冲序列。在利用stepping-table法从多个拍摄部位分别收集数据时，每当从1个拍摄部位的数据收集结束时，都移动用于放置被检体P的床37的床板。

如果指示了拍摄条件，则从接口部41提供给拍摄条件设定部42及图像重构部45。另外，如果指示了关于血流像生成的图像处理方法，则从接口部41提供给血流像形成部48。另外，在从输入装置33提供了扫描开始的指示信息时，从接口部41向序列控制器控制部43提供数据收集的开始指示。

拍摄条件设定部42具有根据从输入装置33通过接口部41取得的脉冲序列的指示信息，将所设定的脉冲序列等拍摄条件提供给序列控制器控制部43的功能。另外，在从输入装置33通过接口部41指示了基于伴随床37的床板移动的moving table法或stepping-table法的拍摄时，拍摄条件设定部42将床37的床板位置信息提供给床控制部49。

序列控制器控制部43具有如下功能：根据从输入装置33通过接口部41取得的扫描开始指示或来自其它构成要素的扫描开始指示，通过将表示从拍摄条件设定部42取得的脉冲序列等拍摄条件的拍摄条件信息提供给序列控制器31，对序列控制器31进行驱动控制；和从序列控制器31接收作为k空间(傅立叶空间)数据的原始数据，并配置在由k空间数据库44形成的k空间中。

在k空间数据库44中保存着从序列控制器控制部43提供的k空间数据。

图像重构部45通过从k空间数据库44取入k空间数据，并实施与从输入装置33通过接口部41取得的脉冲序列相对应的傅立叶变换处理等图像重构处理，具有根据k空间数据生成图像数据的功能和将所生成的图像数据写入实空间数据库47中的功能。另外，在从输入装置33通过接口部41指示了基于伴随床37的床板移动的moving table法或stepping-table法的拍摄、并且指示将在不同床板位置收集到的多个图像作为单一图像显示时，图像重构部45根据从床控制部49取得的床板位置信息，执行用于结合通过图像重构处理生成的图像数据的合成处理。

血流像形成部48具有如下功能：取得保存在实空间数据库47中的图像数据，根据来自接口部41的图像处理方法的指示信息，生成血流像数据的功能；和使所生成的血流像数据在显示装置34中显示的功能。血流像形成部48例如通过执行在心肌的舒张期和收缩期拍摄的图像数据之间的差分处理，生成分离了动静脉的MRA像，或者通过对3维血流像数据执行投影处理，生成显示用的投影图像。

床控制部49在从拍摄条件设定部42接收到基于moving table法或stepping-table法的拍摄的指示时，结合脉冲序列的执行来控制床驱动装置39，以使床37的床板位置移动到适当位置，另一方面，将床37的床板位置信息提供给图像重构部45。

下面，说明磁共振成像装置20的动作及作用。

图8是表示利用图1中示出的磁共振成像装置20拍摄被检体P全身的非造影MRA图像时的流程的流程图，图中向S附加了数字的符号表示流程图的各步骤。

首先，在步骤S1中，作为非造影MRA图像收集用的拍摄条件，分别选择对应于各拍摄部位的脉冲序列。因此，从接口部41向显示装置34提供画面信息，在显示装置34中显示用于设定拍摄条件或图像处理方法的设定画面。

图9是表示在图1所示的显示装置34中被显示为用户界面的拍摄条件设定画面的一例的图。

例如，在如图9所示的设定画面中，可以针对每个拍摄部位(REGIONS)任意选择脉冲序列作为拍摄条件。在图9所示的设定画面中，通过利用输入装置33的操作选中在脉冲序列附近显示的区域，可以选择脉冲序列，但也可设置下拉菜单来选择脉冲序列。

在图9的例子中，作为拍摄部位，显示头部(HEAD)、颈部(NECK)、胸部(CHEST)、大动脉(AORTA)、腹部(ABDOMEN)、下肢(PERIPHERAL)。胸部(CHEST)进一步分类成大动脉(ARCH)、肺动脉(PULMONARY)、锁骨下动脉(SUBCLAVIAN)。腹部进一步分类成肾脏(RENAL)、门脉(PORTAL VEIN)。下肢进一步分类成髂骨动脉(ILIAC)、大腿(THIGH)、小腿(CALF)、足(FOOT)、手(HAND)。

而且，在各拍摄部位中显示拍摄血流动态(MORPHOLOGY)时成为选择候补的脉冲序列和执行功能(FUNCTION)MRA时成为选择候补的脉冲序列。

作为用于头部血流动态拍摄的脉冲序列，例如可举出伴随MTC(magnetization transfer contrast，磁化转移对比)脉冲的施加的3维(3D)飞行时间(TOF：Time of flight)序列。TOF序列是如下的序列：利用血流流入拍摄区域内这一点，通过在比组织的纵向缓和时间(T1)值短的重复时间(TR：repetition time)内进行激励，使静止组织的信号降低，另一方面，利用流入效应从血流得到高信号。另外，MTC脉冲是如下用途的脉冲：利用通过激励运动受限的蛋白质附近的氢、破坏与作为MR信号被检测出的自由水的平衡状态、从而使运动受限的水的磁化向自由水一方转移的磁化转移(magnetization transfer)，来附加高分子与自由水的化学变换多的部位和少的部位的对比。

另外，作为用于头部的功能MRA的脉冲序列，例如可举出伴随用于使脑脊髓液(CSF：cerebrospinal fluid)的流动(flow)图像化的t-SLIP脉冲的施加的ECG-prep序列。

ECG-prep序列是在成像扫描之前执行的预扫描用的序列。ECG-prep序列是使从ECG信号的R波的延迟时间变化地重复收集数据的序列。如果按照ECG-prep序列执行扫描，则生成对应于不同延迟时间的多个图像数据。然后，通过参照每个延迟时间的多个图像数据，决定应设定为成像扫描用拍摄条件的最佳延迟时间。

在图9的例子中，设为头部的功能MRA用脉冲序列的选择候补，但可设为其它部位的功能MRA用脉冲序列的选择候补。另外，通过对某个部位执行ECG-prep序列而决定的延迟时间(时相)也可以用作其它部位的成像扫描用的拍摄条件。因此，即使是在多个拍摄部位成为拍摄对象的情况，也存在只要ECG-prep序列的执行针对1个部位执行1次即可的情况。

例如，可以使延迟时间在头部及胸部的拍摄中共用。尤其是如后所述在选择FBI序列作为胸部的拍摄条件时，以高精度控制施加反转恢复(IR：inversion recovery)脉冲的定时是很重要的。即，胸部的拍摄条件与其它部位的拍摄条件相比，制约条件多。因此，可以执行胸部用的ECG-prep序列，设定适合胸部用的延迟时间，并将设定用于胸部的延迟时间用作下肢用FBI序列中的延迟时间。

另外，t-SLIP脉冲是为了仅选择性地描绘或抑制流入拍摄断面的血液而在从ECG信号的R波经过一定延迟时间(delay time)之后施加的脉冲。t-SLIP脉冲由区域非选择反转脉冲和区域选择反转脉冲构成。区域非选择反转脉冲可以进行ON/OFF(打开/关闭)的切换。另外，区域选择反转脉冲可以与拍摄断面独立地任意设定。如果利用该区域选择反转脉冲标记流入拍摄区域的血液，则在TI之后血液到达的部分的信号强度增高。另外，如果使区域非选择反转脉冲OFF，则在TI之后血液到达的部分的信号强度降低。因此，可以把握血液的移动方向或距离。

另外，也可以针对每个拍摄部位设定使用多个线圈要素24c来进行数据收集的PI(parallel imaging，平行成像)用的拍摄条件。PI是通过使用多个线圈要素24c来接收回波数据并且使相位编码跳跃，将相位编码数减少至图像重构所需的相位编码数的线圈要素24c的几分之一的摄像。

在执行PI时，以回波数据的收集中使用的线圈要素24c的数量或将各线圈要素24c与拍摄部位相关联的信息为首，设定PI所需的信息作为拍摄条件。将在回波数据的收集中使用的线圈要素24c的数量设定为倍速率(称为高速化率)。倍速率可以针对切片(slice)方向及相位编码(PE：phase encode)设定。

因此，PI的倍速率也可以针对每个拍摄部位任意地设定。在图9所示的例子中，头部的PI的PE方向上的倍速率设定为4，slice方向上的倍速率设定为2。

PI的倍速率可对以应于所要求的SNR(signal to noise ratio，信噪比)或血管的CNR(contrast to noise ratio，对比度-噪声比)来确定。例如，在基于FBI序列的拍摄中，与其它拍摄方法相比，血管的CNR可以得到良好的血流像，所以可将PI的倍速率设定得比其它拍摄方法大。即，可以使用更多的线圈要素24c来执行高速拍摄。

另外，PI的倍速率也可以根据配置在各拍摄部位周围的线圈要素24c的数量或通过从线圈要素24c输出的NMR信号的合成处理或切换而形成的灵敏度分布来确定。例如，可以将腹部的PI的倍速率设定得比下肢的PI的倍速率大。

如上所述，可以选择脉冲序列或设定PI的倍速率，但也可以组合利用现在进行的非全身拍摄用拍摄条件的设定方法设定的其它拍摄条件。例如，在头部的拍摄中，除了TOF序列以外，还可以选择扩散强调图像(DWI：diffusion weighted image，弥散加权图像)序列或FLAIR(fluid attenuated inversion recoverd，液体衰减反转恢复)序列。DWI序列是收集通过施加MPG(motion probing gradient，运动梯度场)脉冲来强调扩散效应的图像的序列。另外，FLAIR序列是用于通过施加TI＝1500～2500ms大小的反转脉冲作为预脉冲，来抑制T1值长的CSF等水信号，从而对比度良好地描绘梗塞部位等高信号区域的序列。

另一方面，作为颈部的拍摄条件，可以选择2D TOF序列、3D TOF序列，在选择3D TOF序列时，可以指示是否使用水激励法(WET：water excitation technique)。WET中包括施加抑制来自脂肪区域的信号、强调来自水区域的信号的二项式脉冲(binomial pulse)的方法。因此，若指示应用WET，则例如设定伴随二项式脉冲(binomial pulse)的施加的3D TOF序列作为拍摄条件。

另外，在胸部、大动脉、腹部、下肢，将SSFP(steady state freeprecession，稳态自由进动)序列或FBI序列作为选择候补在设定画面中显示。SSFP序列是针对每个重复的激励使横向磁化的相位统一后拍摄的序列，可以不取决于血流的方向性地收集数据。

另外，FBI序列是通过进行ECG同步并捕捉从心脏搏出的流速快的血流，来良好地描绘血管的序列。具体地说，FBI序列通过取得改变ECG同步的延迟时间而在心肌舒张期和收缩期拍摄的图像数据之间的差分，得到分离了动静脉的MRA像。另外，FS(Flow-Spoiled，阻流)-FBI序列是伴随阻流(Spoiler)脉冲的施加的FBI序列。在使用FS-FBI序列时，可以设定基于在读出(RO：readout)方向上施加Spoiler脉冲的Flow-dephasing(血流移相)法的拍摄条件。如果施加了Spoiler脉冲，则可增大来自流速快的血流的信号值与来自低流速血流的信号值的相对信号差，从而可以根据相对信号差明确地分离动静脉。由此，可描绘低流速的血流。

尤其是，下肢在舒张期(diastole)及收缩期(systole)中可以分别个别地对应于拍摄部位来设定Spoiler脉冲的强度(Flow-dephasing值)。图9表示可以将Spoiler脉冲的强度设定为从-10按5个刻度增加的值的例子。

另外，作为非造影MRA用的脉冲序列，例如可举出依据相位对比法(phase contrast method)的相位对比(phase contrast)序列等脉冲序列。相位对比(phase contrast)序列是用于执行利用沿倾斜磁场方向移动的自旋相位变化的相位移动效应，来描绘具有目的流速的血流的拍摄法的序列。

接着，在步骤S2中设定各拍摄部位的拍摄顺序。拍摄顺序的设定不限于在对应于全部拍摄部位的拍摄条件的设定之后，也可以在设定了某个拍摄部位的拍摄条件之后执行。在图9的例子中，构成设定画面以使拍摄顺序作为数值输入。用户可以针对通过操作输入装置33选择的每个脉冲序列指定拍摄顺序。

通过拍摄顺序的设定，可以自动地连续执行跨多个拍摄部位的拍摄。例如，可以设定由用于执行被检体P全身的非造影MRA的多个脉冲序列规定的拍摄条件。

在图9示出的例子中，设定按照如下顺序进行依次拍摄的全身非造影MRA用的拍摄条件：基于3D TOF WITH MTC序列的头部拍摄、基于3D TOF WITH WET序列的颈部拍摄、基于cine(电影摄影术)SSFP序列的胸部拍摄、基于FBI序列的大动脉拍摄、基于t-slip 3DSSFP序列的肾脏拍摄、基于设Spoiler脉冲强度为-10的FS-FBI序列的髂骨动脉拍摄、基于设Spoiler脉冲强度为0的FS-FBI序列的大腿拍摄、基于设Spoiler脉冲强度为+10的FS-FBI序列的小腿拍摄、基于设Spoiler脉冲强度为+30的FS-FBI序列的足拍摄。

另外，通过设定画面，除了拍摄条件及拍摄顺序以外，还可以设定自动进行图像处理。在图9的例子中，可以设定是否自动进行为了针对使用FS-FBI序列收集到的舒张期和收缩期的数据得到分离了动静脉的MRA像而执行的差分处理、以及在生成3维图像数据时为了生成显示用图像而执行的MIP处理。另外，也可以针对每个拍摄部位设定是否自动执行差分处理或MIP处理。另外，也可以通过设定画面来设定差分处理或MIP处理以外的、血流像生成所需的处理。这样，可利用通过接口部41的输入装置33的操作，来设定从数据收集到图像处理的流程。

在选择脉冲序列并设定了拍摄顺序后，将所选择的脉冲序列和对应的拍摄部位的几何学位置信息相关联，与表示拍摄顺序的拍摄顺序信息一起，从接口部41提供给拍摄条件设定部42。另外，在设定了自动差分处理或自动MIP处理时，将自动差分处理或自动MIP处理的指示从接口部41提供给血流像形成部48。

并且，在根据拍摄部位与线圈要素24c的位置关系，需要进行基于moving table法或stepping-table法的拍摄时，自动地将基于movingtable法或stepping-table法的拍摄指示从接口部41提供给拍摄条件设定部42及图像重构部45。但是，通过操作输入装置33，也可以手动地将基于moving table法或stepping-table法的拍摄指示提供给拍摄条件设定部42及图像重构部45。

接着，在步骤S3中，从输入装置33通过接口部41将数据收集的开始指示提供给序列控制器控制部43后，开始数据收集。即，序列控制器控制部43将从拍摄条件设定部42取得的每个拍摄部位的脉冲序列按拍摄顺序依次提供给序列控制器31。序列控制器31根据从序列控制器控制部43接收到的脉冲序列，通过驱动倾斜磁场电源27、发送器29及接收器30，在放置了被检体P的拍摄区域中形成倾斜磁场，并且从RF线圈24产生高频信号。

因此，在被检体P的内部由于核磁共振产生的NMR信号由RF线圈24接收，并提供给接收器30。接收器30在从RF线圈24接收到NMR信号，并执行了所需的信号处理之后，通过A/D转换，生成作为数字数据的NMR信号的原始数据。接收器30将所生成的原始数据提供给序列控制器31。序列控制器31将原始数据提供给序列控制器控制部43，序列控制器控制部43在k空间数据库44中形成的k空间中配置原始数据作为k空间数据。

这样的一系列的数据收集根据对应于每个拍摄部位的脉冲序列并按照拍摄顺序执行。尤其是，在将基于moving table法或stepping-table法的拍摄指示从接口部41提供给拍摄条件设定部42时，从拍摄条件设定部42向床控制部49提供床37的床板位置信息。

这样，床控制部49结合脉冲序列的执行来控制床驱动装置39，以使床37的床板位置移动到适当位置。另外，床控制部49在收集到各数据时将床37的位置信息提供给图像重构部45。由此，可以一边移动床37的床板，一边收集k空间数据。结果，在k空间数据库44中保存各拍摄部位的k空间数据。

接着，在步骤S4中，图像重构部45从k空间数据库44取入k空间数据，实施与从输入装置33通过接口部41取得的脉冲序列相对应的傅立叶变换处理等图像重构处理，由此从k空间数据生成图像数据。

另外，在必须将利用基于moving table法或stepping-table法的拍摄在不同的床板位置收集到的多个图像数据合成为单一图像数据时，图像重构部45根据从床控制部49取得的床板位置信息，执行用于结合通过图像重构处理生成的图像数据的合成处理。

并且，在利用PI使用多个线圈要素24c来收集回波数据时，生成对应于各线圈要素24c的图像数据。但是，由于各图像数据中产生折叠，所以图像重构部45根据线圈要素24c的数量(倍速率)等PI条件，执行作为PI中的后处理的展开(unfolding)处理。由此，从具有折叠的多个图像数据生成单一的展开后的图像数据。在展开处理中使用各线圈要素24c的灵敏度分布。

然后，所生成的图像数据或结合后的图像数据由图像重构部45写入实空间数据库47中保存。

接着，在步骤S5中，血流像形成部48取得保存在实空间数据库47中的图像数据，根据来自接口部41的图像处理方法的指示信息，生成血流像数据。即，在从接口部41接收到自动差分处理的指示信息时，血流像形成部48通过执行利用FS-FBI序列在心肌舒张期和收缩期拍摄的图像数据间的差分处理，生成分离了动静脉的MRA像。另外，在从接口部41接收到自动MIP处理的指示信息时，血流像形成部48通过对从实空间数据库47取得的3维图像数据实施MIP处理，生成显示用的投影图像作为MRA像。然后，血流像形成部48使所生成的MRA像在显示装置34中显示。

结果，在显示装置34中显示各拍摄部位的血流像。而且，用户不重新设定拍摄条件就可将被检体P全身的血流像用于诊断。

另外，即使在根据已经设定的拍摄条件进行拍摄并显示图像的期间，也可以变更拍摄条件、拍摄顺序及图像处理方法的设定。即，即使正在拍摄，也可以变更拍摄的中断或多个拍摄部位的拍摄条件的计划。例如，可以在作为全身拍摄正在进行基于FBI序列的拍摄时，组入利用其它拍摄条件的计划，或在全身拍摄后或某个拍摄部位的拍摄后，插入由其它拍摄条件构成的计划。这样，如果可以在正在拍摄时变更拍摄条件，则可以在发现病变部位时中止剩下的无用拍摄，或者着眼于病变部位设定用于收集更详细的数据的拍摄条件。

即，如上所述的磁共振成像装置20可以针对每个拍摄部位一并选择取决于用途的各种MRA等拍摄中的拍摄条件，并且，通过链接拍摄条件和拍摄部位，可以在数据收集前设定跨多个拍摄部位的拍摄条件。因此，根据磁共振成像装置20，可以通过简易的操作执行以全身为对象的非造影MRA等拍摄。即，无需针对每个拍摄断面再设定拍摄条件、线圈位置、被检体的位置，就可以自动从多个拍摄部位收集数据。

另外，在上述的磁共振成像装置20中，也可以使用光电式容积脉波记录(PPG：photoplethysmography，光电式容积描记法)信号来代替ECG信号作为同步信号。PPG信号例如是将指尖的脉波作为光信号检测出来的信号。在将PPG信号用作同步信号时，设置PPG信号检测单元。

Claims (12)

1.一种磁共振成像装置，具有：

拍摄条件设定单元，针对多个拍摄部位中的每一个设定至少包含1个非造影拍摄的拍摄条件；

数据收集单元，按照由所述拍摄条件设定单元设定的所述拍摄条件，针对所述多个拍摄部位中的每一个收集数据；和

图像数据生成单元，根据由所述数据收集单元收集的所述多个拍摄部位中的每一个的数据，生成图像数据。

2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：

所述数据收集单元构成为从所述多个拍摄部位连续地收集所述数据。

3.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：

还具备对所述图像数据进行图像处理的图像处理单元，

所述拍摄条件设定单元构成为可以设定从所述数据的收集到所述图像处理的流程。

4.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：

所述拍摄条件设定单元构成为可以设定所述多个拍摄部位以及利用对应的阵列线圈收集来自所述多个拍摄部位的数据的顺序中的至少一个。

5.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：

所述拍摄条件设定单元构成为可以设定非造影MRA用的拍摄条件。

6.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：

所述拍摄条件设定单元构成为通过在根据在心肌的舒张期和收缩期分别收集到的磁共振信号生成的图像数据之间取差分，可以选择用于得到MRA像的非造影MRA序列作为所述拍摄条件中的一个，并且可以设定所述非造影MRA序列中的阻流脉冲的强度。

7.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：

所述数据收集单元构成为每当从1个拍摄部位的数据收集结束时，都使放置被检体的床板移动。

8.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，还具备：

血流像生成单元，通过执行心肌的舒张期及收缩期中的所述图像数据的差分处理，生成分离了动静脉的MRA像数据；和

图像处理方法设定单元，在用于生成所述舒张期及收缩期中的所述图像数据的数据收集之后，将指示信息提供给所述血流像生成单元，以便自动执行所述差分处理。

9.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，还具备：

血流像生成单元，对所述图像数据生成单元生成的3维图像数据实施投影处理；和

图像处理方法设定单元，在用于生成所述3维图像数据的数据收集之后，将指示信息提供给所述血流像生成单元，以便自动执行所述投影处理。

10.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：

所述数据收集单元构成为使用配置了多个线圈要素、以便可以收集来自所述多个拍摄部位的所述数据的相控阵线圈来收集所述数据。

11.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：

所述数据收集单元构成为使用全身用线圈来收集来自所述多个拍摄部位的所述数据。

12.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：

所述拍摄条件设定单元构成为可以设定多个线圈要素的数量，作为使用所述多个线圈要素并使相位编码跳跃来收集所述数据的平行成像中的拍摄条件。

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