CN101627910A - 磁共振成像装置及磁共振成像方法 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种磁共振成像装置及磁共振成像方法。该磁共振成像装置具有数据收集单元以及图像数据生成单元。数据收集单元改变数据量地从同一被检测体收集多个磁共振数据，该多个磁共振数据用于生成将控制对比度用的参数设定为彼此不同的值而对比度彼此不同的多种图像数据。图像数据生成单元通过对于多个磁共振数据或者从多个磁共振数据得到的多个数据进行合成处理和图像重构处理，从而生成多种图像数据。

Description

磁共振成像装置及磁共振成像方法
技术领域
本发明涉及通过拉莫尔频率的高频(RF：射频，radio frequency)信号对被检测体的原子核自旋进行磁激励、而根据伴随该激励产生的核磁共振(NMR：nuclear magnetic resonance)信号重构图像的磁共振成像(MRI：Magnetic Resonance Imaging)装置及磁共振成像方法，特别涉及对于同一被检测体取得TR或TE等参数值不同的多个图像的磁共振成像装置及磁共振成像方法。
背景技术
磁共振成像是通过拉莫尔(Larmor)频率的RF信号磁激励被置于静磁场中的被检测体的原子核自旋、并根据随着该激励产生的MR信号重构图像的摄影法。
在磁共振成像中，通过改变如下参数来摄影纵弛豫(T1)加权图像(T1WI：T1weighted image)、横弛豫(T2)加权图像(T2WI：T2weightedimage)、质子密度图像(PDWI：proton density weighted image)、FLAIR(fluid attenuated IR：液体衰减反转恢复)图像、扩散加权图像(DWI：diffusion weighted image)、以及毛细血管内血流的扩散加权图像(PWI：perfusion weighted image)等的各种各样的参数图像，所述参数包括：作为摄影条件的重复时间(TR：repetition time)、回波时间(TE：echo time)、采用反转恢复(IR：inversion recovery)法的扫描时的反转时间(TI：inversiontime)、表示在扩散加权成像(DWI：diffusion weighted imaging)中被施加的MPG(motion probing gradient：运动梯度场)脉冲的强度的b值(b-factor)、用于控制对比度的预脉冲的有无和强度等。
图1是表示在现有MRI装置中用于对同一被检测体分别收集DWI和非DWI的脉冲序列的例子的图。
在图1的(A)、(B)中，ECHO表示收集的回波数据(磁共振信号)，Gr表示读出(RO：readout)用梯度磁场，Ge表示相位编码(PE：phase encode)用梯度磁场。
如图1所示，在从同一被检测体收集DWI以及非DWI的情况下，按照两个不同的序列(A)、(B)分别进行扫描。
即，如图1(A)所示，在收集DWI的情况下，例如，通过EPI(回波平面成像：echo planar imaging)序列来收集回波数据，该EPI序列伴随着施加将b值设定为非零值bn的MPG脉冲。更加具体地说，分别以抽样间隔Δt来收集Nr个回波信号，由Nr个的回波信号构成的回波信号序列以回波链间隔(ETS：echo train spacing)按每次拍摄(shot)收集Ne/m次。并且，通过收集m次拍摄的数据来收集Ne个回波信号序列。
另一方面，如图1(B)所示，在收集非DWI的情况下，通过不伴随施加MPG脉冲的、即通过将b值设定看作零的值b0的EPI序列，来与收集DWI情况同样地收集回波数据。
图2是表示通过图1所示的脉冲序列得到的回波数据在k-space(傅里叶空间)的配置方法的图。
在图2的(A)、(B)中，横轴表示k-space的导出方向Kr，纵轴表示k-space的相位编码方向Ke。如图2所示，通过设为b＝bn的DWI用序列收集的回波数据(bn data)和通过设为b＝b0的非DWI序列收集的回波数据(b0 data)分别被配置在各自的k-space。例如在拍摄数m＝3的情况下，Ne/3个的回波信号列被收集3次，相位编码方向的数据数目为Ne个。另外，由于一个回波信号列由Nr个回波信号构成，因此，导出方向的数据数目为Nr个。
在这样的磁共振成像中作为缩短摄影时间的技术有分割收集k-space数据的回波链成像(echo train imaging)。回波链成像是以下摄影法，即：通过FSE(fast spin echo：快速自旋回波)序列或EPI序列，在一次激励后改变相位编码来收集TE彼此不同的多个回波信号，并针对不同TE的回波信号配置k-space中对应的频率而得到图像。
另外，作为提高时间分辨率的技术有被称为锁孔(keyhole)的技术(例如，参照MRI数据册(MRIデ一タブツク)，第107及333页，监制：土屋一洋，编集：扇和之，发行商：株式会社medicalview公司(株式会社メジカルビユ一社))。锁孔经常被用在使用造影剂的动态成像(dynamicimaging)上。即，在注入造影剂前对所有的频率收集数据，另一方面，在注入造影剂之后仅对低频区域收集数据，对高频区域使用在注入造影剂之前收集的数据或者降低时间分辨率。由此能够不降低空间分辨率或者摄影视场(FOV：field of view)的范围而提高时间分辨率。
但是，在MRI装置中对于同一被检测体摄影TR或TE等参数值不同的T1WI、T2WI、PDWI、FLAIR图像、DWI、PWI等的各种各样的多个图像。这些多个图像需要分别取得不同的参数的个数量，所以在MRI装置中存在与X射线CT(电脑断层摄影：computed tomography)装置等的图像诊断装置相比摄影时间长的问题。
发明内容
本发明是为了针对上述现有的情况而完成的，其目的是提供一种能够对同一被检测体以更短的时间取得TR或TE等参数值不同的多个图像的磁共振成像装置以及磁共振成像方法。
本发明涉及的磁共振成像装置，为了达到上述目的，具有：数据收集单元，改变数据量地从同一被检测体收集多个磁共振数据，该多个磁共振数据用于生成将控制对比度用的参数设定为彼此不同的值而对比度彼此不同的多种图像数据；以及图像数据生成单元，通过对于所述多个磁共振数据或者从所述多个磁共振数据得到的多个数据进行合成处理和图像重构处理，从而生成所述多种图像数据。
另外，本发明涉及的磁共振成像方法，为了达到上述目的，具有以下步骤：改变数据量地从同一被检测体收集多个磁共振数据，该多个磁共振数据用于生成将控制对比度用的参数设定为彼此不同的值而对比度彼此不同的多种图像数据；以及通过针于所述多个磁共振数据或者从所述多个磁共振数据得到的多个数据进行合成处理和图像重构处理，来生成所述多种图像数据。
在本发明的磁共振成像装置以及磁共振成像方法中，能够对同一被检测体以更短的时间取得TR或TE等参数值不同的多个图像。
附图说明
图1是示出了现有MRI装置中用于对同一被检测体分别收集DWI和非DWI的脉冲序列的例子的图；
图2是示出了在由图1所示的脉冲序列得到的回波数据的k-space(傅里叶空间)中的配置方法的图；
图3是表示本发明涉及的磁共振成像装置的实施方式的结构图；
图4是表示图1所示的RF线圈的详细结构的一个例子的图；
图5是表示在图4所示的被检测体的体表侧设置的线圈元件的配置例子的图；
图6是表示在图4所示的在被检测体的背面侧设置的线圈元件的配置例子的图；
图7是图3所示的计算机的功能框图；
图8是表示通过图7所示的摄影条件设定部中设定的3个脉冲序列来收集的k-space数据的范围的例子以及收集的k-space数据的合成方法的图；
图9是表示在图7所示的数据合成部中的合成处理所使用的窗口函数的例子的图；
图10是表示通过图3所示的磁共振成像装置从同一被检测体摄影作为参数值的一个示例的b值为零的图像数据与b值非零的DWI时的顺序的流程图；
图11是示出在图7所示的摄影条件设定部中设定的非DWI用的全部数据(full data)收集序列以及DWI用的部分数据(partial data)收集序列的一个示例的图；
图12是表示在图7所示的摄影条件设定部中设定的非DWI用的全部数据(full data)收集序列以及DWI用的部分数据(partial data)收集序列的另外的一个示例的图；
图13是表示合成由图11所示的两种EPI序列收集的k-space数据的例子的图；
图14是表示合成由图12所示的两种EPI序列收集的k-space数据的例子的图；
图15是表示在图7所示的数据合成部中进行针对三个k-space数据的合成处理时的例子的图；
图16是表示在图7所示的数据合成部中进行针对与相互不同的三个b值对应的k-space数据的合成处理时的例子的图；以及
图17是表示在图7所示的数据合成部中进行针对FLAIR(液体衰减反转恢复)图像、T1WI以及T2WI用的三个k-space数据的合成处理时的例子的图。
具体实施方式
参照附图对本发明涉及的磁共振成像装置以及磁共振成像方法的实施方式来进行说明。
(结构与功能)
图3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具有形成静磁场的筒状的静磁场用磁铁21、在该静磁场用磁铁21的内部设置的匀场线圈22、梯度磁场线圈23、以及RF线圈24。
另外，在磁共振成像装置20中具有控制系统25。控制系统25具有静磁场电源26、梯度磁场电源27、匀场线圈电源28、发送器29、接收器30、序列控制器31、以及计算机32。控制系统25的梯度磁场电源27由X轴梯度磁场电源27x、Y轴梯度磁场电源27y、Z轴梯度磁场电源27z构成。另外，在计算机32具有输入装置33、显示装置34、运算装置35、以及存储装置36。
静磁场用磁铁21与静磁场电源26连接，具有通过由静磁场电源26供给的电流在摄影区域形成静磁场的功能。另外，静磁场用磁铁21一般多由超导线圈构成，在励磁时与静磁场电源26连接并被提供电流，一旦励磁后为非接触状态。另外，也存在用永久磁铁构成静磁场用磁铁21而不设置静磁场电源26的情况。
另外，在静磁场用磁铁21的内侧，在同轴上设置筒状的匀场线圈22。匀场线圈22构成为与匀场线圈电源28连接，并从匀场线圈电源28向匀场线圈22提供电流来使静磁场均一化。
梯度磁场用线圈23由X轴梯度磁场线圈23x、Y轴梯度磁场线圈23y、、以及Z轴梯度磁场线圈23z构成，在静磁场用磁铁21的内部被形成为筒状。在梯度磁场线圈23的内侧设置有诊视床37来作为摄影区域，在诊视床37上设置被检测体P。在RF线圈24有内置于机架的RF信号的收发用的全身用线圈(WBC：whole body coil)与设置在诊视床37和被检测体P附近的RF信号接收用的局部线圈等。
另外，梯度磁场线圈23与梯度磁场电源27连接。梯度磁场线圈23的X轴梯度磁场线圈23x、Y轴梯度磁场线圈23y、以及Z轴梯度磁场线圈23z分别与梯度磁场电源27的X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y、以及Z轴梯度磁场电源27z连接。
并且，构成为从X轴梯度磁场电源27x、Y轴梯度磁场电源27y、以及Z轴梯度磁场电源27z分别向X轴梯度磁场线圈23x、Y轴梯度磁场线圈23y、以及Z轴梯度磁场线圈23z提供的电流，能够在摄影区域分别形成X轴方向的梯度磁场Gx、Y轴方向的梯度磁场Gy、以及Z轴方向的梯度磁场Gz。
RF线圈24与发送器29和/或接收器30连接。发送用的RF线圈24具有从发送器29接收RF信号并向被检测体P发送的功能，接收用RF线圈24具有接收NMR信号并提供给接收器30的功能，该NMR信号伴随由被检测体P内部的原子核旋转的RF信号引起的激励而产生。
图4示出了图1所示的RF线圈24的详细结构的一个例子的图，图5示出了设置在图4所示的被检测体P的体表侧的线圈元件24c的配置例的图，图6示出了设置在图4所示的被检测体P的背面侧的线圈元件24c的配置例的图。
如图4所示，射频线圈24具有筒状的全身用(WB：whole-body)24a线圈和相控阵线圈24b。相控阵线圈24b具有多个线圈元件24c，在被检测体P的体表侧和背面侧分别配置多个线圈元件24c。
例如如图5所示，在被检测体的体表侧配置有在x方向4列、在z方向8列的合计32个的线圈元件24c，以覆盖大范围的摄影部位。另外，如图6所示，在被检测体的背面侧也同样配置有在x方向4列、在z方向8列的合计32个的线圈元件24c，以覆盖大范围的摄影部位。在背面侧从考虑到被检测体P的脊骨的存在而提高灵敏度的角度，将在体轴附近的线圈元件24c配置为比其他的线圈元件24c小。
另一方面，接收器30具有双工器30a、放大器30b、切换合成器30c、以及接收系统电路30d。双工器30a与发送器29、WB24a线圈和WB24a线圈用放大器30b连接。放大器30b设置各线圈元件24c以及WB24a线圈的数量，分别单独地与各线圈元件24c以及WB24a线圈连接。切换合成器30c设置一个或者多个，切换合成器30c的输入侧经由多个放大器30b与多个线圈元件24或者WB24a线圈连接。接收系统电路30d按照为各线圈元件24c以及WB24a线圈的数量以下来设置期望数量，并设置在切换合成器30c的输出侧。
WB24a线圈能够用作RF信号的发送用的线圈。另外，能够使用各线圈元件24c作为NMR信号的接收用线圈。进而，也能够将WB24a用作接收用的线圈。
因此，双工器30a构成为将从发送器29输出的发送用的RF信号送给WB24a线圈，另一方面，将在WB24a线圈中接收的NMR信号经由接收器30内的放大器24d送给切换合成器30c。另外，构成为在各线圈元件24c中接收的NMR信号也经由各自对应的放大器24d而输出到切换合成器30c。
切换合成器30c构成为对从线圈元件24c或WB24a线圈接收的NMR信号进行合成处理以及切换，并输出给对应的接收系统电路30d。换而言之，构成为：与接收系统电路30d的数目一致，在切换合成器30c中对从线圈元件24c和WB24a线圈接收的NMR信号进行合成处理以及切换，使用期望的多个线圈元件24c来形成与摄影部位相应的灵敏度分布而能够接收来自各种各样的摄影部位的NMR信号。
其中，也可以不设置线圈元件24c而仅以WB24a线圈接收NMR信号。另外，也可以不设置切换合成器30c而将在线圈元件24c和WB24a线圈接收的NMR信号直接输出到接收系统电路30d。进而，可将更多的线圈元件24c配置在整个大范围内。
另一方面，控制系统25的序列控制器31与梯度磁场电源27、发送器29、以及接收器30连接。序列控制器31具有以下功能：存储为了驱动梯度磁场电源27、发送器29、以及接收器30而需要的控制信息，例如记述了应施加在梯度磁场电源27上的脉冲电流的强度或施加时间、施加时刻等动作控制信息的序列信息；以及根据所存储的规定的序列来驱动梯度磁场电源27、发送器29、以及接收器30，从而产生X轴倾斜磁场Gx、Y轴倾斜磁场Gy、Z轴倾斜磁场Gz、以及RF信号。
另外，序列控制器31构成为接收原始数据(raw data)并发送给计算机32，该原始数据为通过在接收器30中的NMR信号的检波以及A/D(模拟一数字：analog to digital)变换而得到的复数数据。
因此，发送器29具有根据从序列控制器31接收的控制信息将RF信号发送给RF线圈24的功能，另一方面，接收器30具有以下功能：通过对从RF线圈24接收的NMR信号进行检波来执行需要的信号处理并且进行A/D变换，从而生成进行了数字化的复数数据的原始数据；以及将生成的原始数据送给序列控制器31。
另外，由运算装置35执行计算机32的存储装置36所保存的程序，从而在计算机32中具有各种功能。但是，也可以不通过程序而在磁共振成像装置20中设置具有各种功能的特定的电路。
图7是图3所示的计算机32的功能框图。
计算机32根据程序而作为摄影条件设定部40、序列控制器控制部41、k空间数据库42、数据合成部43、图像重构部44、图像数据库45、图像处理部46、以及灵敏度分布数据库47发挥作用。
摄影条件设定部40具有以下功能：基于来自输入装置33的指示信息而设定包含脉冲序列在内的摄影条件，并将设定的摄影条件送给序列控制器控制部41。因此，摄影条件设定部40具有使显示装置34显示摄影条件的设定用画面信息的功能。
在摄影条件设定部40中也能够设定作为高速摄影技术的并行成像(PI：parallel imaging)用的摄影条件。PI是一种摄影方法，使用多个线圈元件24c来接收回波数据，并且使相位编码跳跃，从而减少在图像重构时所需的相位编码数。在原理上可将相位编码数减少到以最大在图像重构上需要的相位编码数的线圈元件24c的几分之一。采用连续收集多个回波信号的EPI法的扫描大多通过PI来执行。在执行PI的情况下，以回波数据收集中使用的线圈元件24c的个数、各线圈元件24c和摄影部位进行关联的信息、以及倍速率(高速化率)R为首，将PI中需要的信息设定为摄影条件。倍速率R是PI中的数据收集速度相对于不是PI的情况下的数据收集速度的比率。从而，倍速率R在理论上可设定为以最大在数据的接收中使用的线圈元件24c的个数或者接收信道数中小的一方的值。
序列控制器控制部41具有以下功能：基于来自输入装置33或者其他的结构元件的信息，通过将包含脉冲序列在内的摄影条件送给序列控制器31来使其进行驱动控制。另外，序列控制器控制部41具有以下功能：从序列控制器31接收原始数据并配置在形成于k空间数据库42的k-space。因此，在k空间数据库42将在接收器30生成的各原始数据保存为k-space空间数据。
特别地，上述摄影条件设定部40具有以下功能：设定用于分别收集多个不同种类参数图像的多个摄影条件，该多个不同种类参数图像彼此用于控制对比度的参数值互不相同。参数图像数据不仅是具有x轴方向、y轴方向以及z轴方向的空间轴中的多个任意轴的二维(2D：two dimensional)图像数据或3维(3D：three dimensional)图像数据，还能够是具有时间轴t的动态图像数据。从而，也能够设定用于得到具有(x，y，z，t)4个轴的4维(4D：four dimensional)图像数据的摄影条件。
其中，用于收集至少一个的参数图像的参数序列设为：收集要在k-space生成图像数据所需的全部数据的全部数据(full data)收集序列，其他用于收集至少一个的参数图像的脉冲序列设为：仅收集要在k-space生成图像数据所需的数据中的一部分区域的数据的部分数据(partial data)收集序列。即，被收集的数据量相互不同的多个(第一、第二、……第N)脉冲序列被设定为摄影条件。
并且如后所述，使用对所有区域收集的其他的参数图像用数据来代为某些参数图像用的没被收集的区域的数据而代替。因此，在取得多个不同种类参数图像的情况下，因根据共用的数据个数而削减应收集的数据数，由此可在整体上缩短摄影时间。
作为用于控制对比度的参数，列举在采用TR、TE、IR法扫描的情况下的TI、DWI中施加的表示MPG脉冲的强度的b值以及用于控制对比度的预脉冲的有无或强度。TR是从激励脉冲开始到下一个激励脉冲为止的时间，TE是从拍摄脉冲的中心到回波的峰值的时间。IR法是以下的方法：在施加90°脉冲前作为预脉冲而施加180°的倒置脉冲，从而使z轴方向的纵磁化成分反转，在通过T1恢复纵磁化的过程中施加90°脉冲，来收集自由感应衰减(FID：free induction decay)信号或通过扫描收集的回波信号。IR法中的T1是从开始的180°的倒置脉冲到接下来的被施加的90°脉冲为止的时间间隔。
当将这些参数值设置为多个不同的参数值来进行成像时，可得到具有不同对比度的T1WI、T2WI、PDWI、FLAIR图像、DWI、PWI等多个不同种类参数图像。
例如，在自旋回波(SE：spin echo)法或梯度回波(FE：field echo)法的扫描中，如果将TR设定为比组织的T1时间更短，并将TE设定为与T2时间相比非常短，则能够强调在各组织间的T1的差，另一方面，能够得到T2影响较少的T1WI。在IR法中从反转状态的恢复速度也仅依赖T1，因此能够得到T1强调度强的图像。并且，能够通过TI的调节来改变T1强调度。
相反地，如果将TR设定得较长，为恢复所有的组织的自旋的程度，则在各组织间的T1的差没被反映在图像中。并且，当将TE设定较长时，可得到强调了在各组织间的T2的差的T2WI。
另一方面，当将TR设定得较长、TE设定得较短时，可得到T1和T2的任一个的影响都较少的PDWI。PDWI主要反映质子的密度。PDWI有时也称为自旋密度图像(spin density image)。
另外，通过将IR法中的TI设定为脑脊髓液(CSF：cerebrospinal fluid)的磁化通过零点的1500～2500ms左右，从而能够得到抑制来自CSF的信号等水信号的FLAIR图像。
另外，当长时间地施加作为强度大的梯度磁场脉冲的MPG脉冲时，不能忽视在MPG脉冲的施加中因各磁化矢量的移动而产生的相位的偏移，能够得到扩散越活跃的区域信号强度越低的DWI。另外，毛细血管内血流的DWI被称为PWI，是与通常的DWI进行区别。表示MPG脉冲的强度的指标是b值(b-factor)，如果设定为b≈0则能够得到非DWI数据，如果设定为b＞0则能够得到DWI数据。b值一般是张量，由MPG脉冲的施加方向决定大小。进而，MPG脉冲的施加方向也成为用于控制对比度的参数。
作为用于控制对比度的预脉冲，列举水选择激发脉冲等的选择激发脉冲，脂肪抑制脉冲或硅抑制脉冲等的抑制脉冲，SORS(切片选择共振sinc脉冲：slice-selective off-resonance sinc pulse)、t-SLIP(TIME-SLIP：时空标记倒置脉冲：time-spatial labeling inversion pulse)或ASL(Arterial spinlabeling：动脉自旋标记)脉冲等的自旋标记(也称为附带标记或标识化)脉冲，MTC(magnetization transfer contrast：磁化传递对比)脉冲、(预)饱和(presat：presaturation)脉冲。
水选择激发脉冲是选择性的激发水的预脉冲，脂肪抑制脉冲是用于抑制脂肪的预脉冲。水选择激发脉冲和脂肪抑制脉冲等的选择激发脉冲或抑制脉冲利用了共振频率按照每种物质而不同的化学位移。作为利用化学位移的脂肪抑制脉冲的例子有CHESS(chemical shift selective sequence：化学位移选择序列)脉冲。
自旋标记脉冲是用于向流入到摄影截面的血液或CSF等运动体进行附加标记的预脉冲。特别是用于进行血液的自旋标记的自旋标记脉冲被称为ASL脉冲。另外，作为自旋标记脉冲之一，有伴随施加多个标记用脉冲的t-SLIP。
t-SLIP由区域非选择倒置脉冲和区域选择倒置脉冲构成。区域非选择倒置脉冲可进行开(ON)/关(OFF)的切换。即，t-SLIP至少包含区域选择倒置脉冲，并存在仅由区域选择倒置脉冲构成的情况和由区域选择倒置脉冲以及区域非选择倒置脉冲的两者构成的情况。
区域选择倒置脉冲能够与摄影截面独立地任意设定。当由该区域选择倒置脉冲对流入摄影区域的血液进行标记时，在TI后血液到达的部分的信号强度变高。另外，当将区域非选择倒置脉冲设为关时，在TI后血液到达的部分的信号强度变低。因此，能够把握血液的移动方向和距离。即，能够选择性地强调或抑制仅在TI后到达摄影截面的血液的信号强度。
另外，预饱和脉冲是用于通过使期望的物质的自旋饱和来抑制来自期望的物质的信号的预脉冲。饱和预脉冲在失相梯度磁场施加前施加。MTC脉冲是使用MTC效果使结合水分的质子的磁化饱和来抑制实际内脏器官的信号的预脉冲。SORS是与切面选择梯度磁场同时施加的MTC脉冲。
然而，一般的，在不同种类参数图像间的k-space的数据的频率空间分布的差在低频区域大，越是在高频区域越小。因此，在k-space的高频区域不同种类参数图像间的数据被看作相等、能够共用数据的情况较多。另外，收集k-space的所有数据的扫描越少，即如果仅进行一次，则有利于摄影时间的缩短。因此，以后对以下情况进行说明：设定收集k-space的所有数据的全部数据收集序列用于一个代表性的参数图像，另一方面，设定仅收集k-space的低频区域的数据的部分数据收集序列用于其他的单一或者多个参数图像，在k-space高频区域中在多个不同种类参数图像间共用数据。
图8是表示由在图7所示的摄影条件设定部40中设定的3个脉冲序列收集的k-space数据的范围的例子以及收集的k-space数据的合成方法的图。
图8的各纵轴表示k-space的相位编码方向Ke、横轴表示导出方向Kr。如图8的(A)所示，在任意的全部数据收集序列中对全部频率区域收集参数1的图像生成用k-space数据S1。另一方面，分别如图8的(B)和(C)所示，在任意的部分数据收集序列中，仅对低频区域收集与参数1不同的值的参数2的图像生成用的k-space数据S2low以及与参数1和参数2不同的值的参数3的图像生成用的k-space数据S3low。
被收集的参数1的图像生成用的k-space数据S1、参数2的图像生成用的k-space数据S2low、以及参数3的图像的生产用的k-space数据S3low分别被保存在k空间数据库42中，并被配置于对应的k-space。
这样一来，如图8的(D)所示，能够提取在参数2和参数3的图像生成用中没被收集的k-space数据的高频区域的参数1的图像生成用的k-space数据S1high。并且，通过合成所提取的高频区域中的参数1的图像生成用的k-space数据S1high和低频区域中的参数2的图像生成用的k-space数据S2low，由此能够取得关于如图8的(E)所示的全部频率区域的参数2的图像生成用的k-space数据S2。同样，通过合成所提取的高频区域中的参数1的图像生成用的k-space数据S1high和低频区域中的参数3的图像生成用的k-space数据S3low，由此能够取得关于如图8的(F)所示的全部频率区域的参数3的图像生成用的k-space数据S3。
另外，从合成处理的观点看，优选用于收集参数1的图像生成用的k-space数据S1、参数2的图像生成用的k-space数据S2low、以及参数3的图像生成用的k-space数据S3low的增益相互相同。另外，如果以高频区域中的参数1的图像生成用的k-space数据S1high和低频区域中的参数2的图像生成用的k-space数据S2low交叠的方式来收集参数2的图像生成用的k-space数据S2low，即如果包含代用参数1的图像生成用的k-space数据S1区域的一部分在内来收集参数2的图像图像生成用的k-space数据S2low，则通过进行降低被合成的k-space数据间的不连续性的校正处理，能够生成不存在不自然的不同种类参数图像。
另外，在图8中示出在k-space数据间进行合成处理的例子，但也可在图像重构后的图像数据间进行合成处理。图像重构处理在图像重构部44进行。
即，图像重构部44具有以下功能：从k空间数据库42取得k-space数据并实施包含傅里叶变换(FT：fourier transformation)的图像重构处理来重构作为实空间(real space)数据的图像数据；以及将重构得到的图像数据写入到图像数据库45。因此，在图像数据库45中，对于在图像重构部44重构的、分别对应不同的多个参数的图像数据或在后述数据合成部43中合成的图像数据进行保存。
数据合成部43具有在用于生成多个不同种类参数数据图像的数据间进行合成处理的功能。在用于生成多个不同种类参数图像的k-space数据间进行合成处理的情况下，数据合成部43构成为：从k空间数据库42读入关于全部频率区域收集的用于生成参数图像的k-space数据、和其他的仅对低频区域进行收集的用于生成参数图像的k-space数据，通过进行上述的合成处理来作成所有的参数图像生成用的关于全部频率区域的k-space数据。被作成的所有的参数图像的生成用的关于全部频率区域的k-space数据被写入到k空间数据库42。
另一方面，在对应多个不同种类参数图像的图像数据间进行合成处理的情况下，数据合成部43构成为：从图像数据库45读入分别与不同的多个参数对应的图像数据，通过对关于一部分实空间而得到的部分图像数据、和在关于全部实空间区域而得到的图像数据中的应与部分图像数据合成的部分的图像数据进行合成处理，从而作成与各参数值对应的关于全部实空间区域的多个图像数据。被作成的与各参数值对应的关于全部实空间区域的多个图像数据被写入到图像数据库45。
另外，在数据合成部43具有进行伴随k-space数据间的合成处理所需的k-space数据的校正处理的功能。例如，在合成处理之前，能够进行按照每个与各参数值对应的、即成为合成处理对象的k-space数据或者图像数据进行振幅(增益)校正、相位校正、符号反转校正等校正。由此能够防止在合成处理后的k-space数据或图像数据的连接部分的不连续性而引起的瞬变(ringing)等的数据劣化。即，能够提高数据的连续性。
另外，不仅能对图像数据进行校正处理，另一方面，也能在k-space数据间进行合成处理。在这种情况下，在数据合成部43具有以下功能：通过对校正处理后的图像数据实施傅里叶逆变换(IFT：inverse fouriertransformation)处理，从而得到合成处理用的k-space数据。
振幅校正和相位校正可以是以下校正：使仅对于低频区域收集的其他的k-space数据或图像数据的振幅和相位与跨全部频率区域收集的数据量最大的k-space数据或者图像数据的振幅和相位相一致。为此的振幅校正用的增益和用于为此的相位校正用的相位偏移量等的校正参数能够基于成为合成对象的数据间的交叠部分的数据来求出。
例如如式(1)所示，可以用跨全部频率区域收集的第一个的k-space数据S1的交叠部分S1_overlap的绝对值数据的平均值除以仅对于低频区域收集的第N个(N＝2，3，4，……，Nmax)的k-space数据SN的交叠部分SN_overlap的绝对值数据的平均值，所得的值作为第N个k-space数据SN的振幅校正用的增益GN。
GN＝ave[abs(S1_overlap)]/ave[abs(SN_overlap)](1)
其中，在式(1)中，abs(S)是求出信号强度S的绝对值的函数，ave(S)是求出信号强度S的平均值的函数。针对实空间数据的增益同样也能够基于图像数据的交叠部分的绝对值的平均值来决定。并且，通过将决定的增益与成为合成对象的仅对低频区域收集的数据相乘，由此能够进行振幅校正。即，能够将成为合成处理的对象的数据间的交叠部分的信号强度比作为增益来进行数据的振幅校正。
另一方面，相位校正也能够针对k-space数据和图像数据中的任一个进行，但对于FT(傅里叶变换)后的图像数据进行时处理变得简便。在对于图像数据进行相位校正的情况下，针对为了在交叠部分将图像数据平滑地连接的开窗(windowing)后的图像数据来进行，从而能够更好地减少使图像数据间的相位偏移。这种情况下，能够使用从跨全部频率区域收集的k-space数据的低频区域的部分得到的成为基准的图像数据，来对其他仅从低频区域收集的k-space数据得到的部分图像数据进行相位校正。
具体地说，如式(2-1)所示，将跨全部频率区域收集的第一个k-space数据S1或者其低频区域的部分S1_low乘以窗函数Wlow并进行傅里叶变换(FT)，从而生成与低频区域对应的图像数据V1_low。同样，如式(2-2)所示，对于仅对低频区域收集的第N个(N＝2，3，4，……，Nmax)的各k-space数据SN的低频区域的部分SN_low分别乘以对应的增益GN以及窗函数Wlow并进行傅里叶变换(FT)，从而生成与低频区域对应的各图像数据VN_low。并且，如式(2-3)所示，对于第N个的各图像数据VN_low，能够使用与第一个k-space数据S1的低频区域对应的图像数据V1_low和与第N个各k-space数据SN的低频区域对应的振幅校正后的各图像数据VN_low间的位置差所对应的相位差φ1，进行相位校正。由此，可得到第N个k-space数据SN的振幅校正和相位校正后的图像数据VN_low.cor。即，能够消除成为合成对象的图像数据或k-space数据间的振幅差和相位差。
V1_low＝FT[Wlow*S1_low]       (2-1)
VN_low＝FT[GN*Wlow*SN_low]    (2-2)
VN_low.cor＝VN_low*exp(-jφ1) (2-3)
其中，N＝2，3，4，……Nmax。
另外，如合成对象是T1WI数据和T2WI数据的情况下，在成为合成对象的图像数据或者k-space数据间的组织对比度彼此相反的情况下，在合成处理之前在数据合成部43进行符号反转校正，所述符号反转校正将成为合成对象的图像数据的任意一方或者成为合成对象的k-space数据的任意一方的符号反转。
合成处理如上所述能够在k-space数据间或者图像数据间进行。在k-space数据间进行合成的情况下，可以使成为合成对象的k-space数据交叠，对于成为合成对象的k-space数据乘以如上述的窗口函数而平滑地合成。
图9是表示在图7所示的数据合成部43的合成处理中所使用的窗口函数的例子的图。
在图9中横轴表示k-space的任意轴方向k、纵轴表示窗函数的权重W。另外，在图9中的Kmin和Kmax表示用于生成图像数据所需要的最小和最大的k-space数据。
如图9所示，在交叠并被抽样的部分的权重W从低频区域向高频区域从1向0平滑地变化的加权函数Wlow，被设定成用于使仅对低频区域收集的第N个的各k-space数据SN_low的边界部分平滑地变化而相乘的窗函数。另一方面，在交叠并被抽样的部分的权重W从低频区域向高频区域从0向1平滑地变化的加权函数1-Wlow，被设定为用于以边界部分为平滑的方式从跨全部频率区域收集的第1个k-space数据S1中提取高频区域的部分S1_high的窗函数。
并且，在k-space数据间进行合成处理的情况下，如式(3)所示，已经根据式(2-2)通过加权函数Wlow进行开窗，并且，针对进行振幅校正、FT(傅里叶变换)、以及式(2-3)所示的相位校正后的与第N个低频区域对应的图像数据VN_low.cor实施IFT(逆傅里叶变换)，从而可得到开窗、振幅校正、以及相位校正后的k-space数据SN_low.cor。并且，如式(3)所示，通过对于低频区域的校正后的k-space数据SN_low.cor、以及通过根据加权函数1-Wlow进行开窗而从第一个的k-space数据S1提取出的高频区域的部分S1_high进行加法运算，能够得到合成处理后的跨全部频率区域的k-space数据SN_syn。
SN_syn＝(1-Wlow)*S1+IFT[VN_low.cor](3)
这样合成的跨全部频率区域的k-space数据SNs_syn可以写入到K空间数据库42，并用于图像重构部44的图像重构处理。
另一方面，在实空间的图像数据间进行合成处理的情况下，如式(4-1)所示，通过基于加权函数1-Wlow的开窗而从第一个k-space数据S1提取出高频区域的部分S1_high，对提取出的高频区域的部分S1_high实施FT(傅里叶变换)，由此生成与高频区域的部分S1_high对应的图像数据V1_high。接下来，通过将与高频区域的部分S1_high对应的图像数据V1_high同由式(2-3)得到的与第N个低频区域对应的图像数据VN_low.cor进行加法运算，能够得到合成处理后的与全部频率区域对应的图像数据VN_syn。即，对每个通过FT(傅里叶变换)生成的频率成分图像数据仍以复数数据进行加法运算即可。
V1_high＝FT[(1-Wlow)*S1]      (4-1)
VN_syn＝V1_high+VN_low.cor    (4-2)
如上所述被合成的与全部频率区域对应的图像数据VN_syn被写入图像数据库45中。
另外，图像处理部46具有以下功能：从图像数据库45取入合成处理后的各参数值的图像数据并进行必要的图像处理而生成显示用二维图像数据；以及使显示装置34显示所生成的显示用图像数据。
另外，在通过PI收集回波数据的情况下需要针对与各线圈元件24c对应的图像数据，基于PI的条件进行作为在PI中的后处理的展开(unfolding)处理，由此生成被展开的图像数据。因此，图像处理部46具有进行展开处理的功能。在展开处理中，使用各线圈元件24c的灵敏度分布。
在灵敏度数据库47中保存有展开处理所需的各线圈元件24c的灵敏度分布。并且，构成为能够通过图像处理部46来参照保存在灵敏度分布数据库47的各线圈元件24c的灵敏度分布数据。
(动作和作用)
接下来，对磁共振成像装置20的动作和作用进行说明。
图10是表示通过图3所示的磁共振成像装置20从同一被检测体摄影作为参数值的一个示例的b值为零的图像数据与b值非零的DWI时的顺序的流程图，在图中S标注的数字符号表示流程图的各个步骤。
首先在步骤S1中，在摄影条件设定部40分别将不伴随MPG脉冲的施加、即作为b＝b0≈0来收集全部频率区域的回波数据的全部数据(full data)收集序列、以及将MPG脉冲的b值设定为bn＞0来仅对低频区域收集回波数据的部分数据(partial data)收集序列设定为摄影条件。MPG脉冲的施加方向可设定为单方向或者各向同性(isotropic)。
图11是示出在图7所示的摄影条件设定部40中设定的非DWI用的全部数据收集序列以及DWI用的部分数据收集序列的一个示例的图。
在图11的(A)、(B)中，ECHO表示收集的回波数据(磁共振信号)、Gr表示读出用的梯度磁场、以及Ge表示相位编码用的梯度磁场。
通常伴随m次的拍摄来收集数据的多次拍摄(multi shot)EPI是如下数据收集方法：以在每次的RF激励时收集Ne/m个回波信号列、并在k-space上在编码(encode)方向上成为嵌套的方式，即1，m+1，2m+1，……这样，每隔m交替(interleave)地改变方向来配置。
即，如图11(A)所示，作为用于收集非DWI的序列而设定了例如不伴随MPG脉冲的施加、即将b值设定为看作零的值b0的EPI序列。在如图11的(A)所示的EPI序列中，将针对一个回波信号的抽样间隔设置为Δt，由抽样数Nr0的回波信号构成的信号列以时间间隔ETS0每次拍摄收集Ne0/m0次。从而，通过m0次的多次拍摄数据收集，来收集总计与视图(view)数Ne0相当的数量的信号列。在图11(A)所示的例子中m0＝3。由此，可跨全部频率区域收集设定为b＝b0而得到的k-space数据(b0数据)。另外，兼用PI是实用的。
另一方面，如图11(B)所示，作为用于收集第n个图像数据的DWI的序列，例如被设定为伴随施加设定为b值是非零的bn的MPG脉冲的EPI序列。在图11(B)所示DWI用的EPI序列中，以抽样间隔Δt收集一个回波信号，由抽样数Nrn的回波信号构成的信号列以时间间隔ETSn来收集Nen/mn次。在图11(B)所示的例子中mn＝1，即通过单次拍摄(single-shot)数据收集，来收集Nen个回波信号。在收集作为设定为b＝bn而得到的k-space数据的bn数据的情况下，兼用PI是实用的。
但是，在DWI中，通过EPI序列等的序列以一次激励收集多个回波数据的单次拍摄(single-shot)数据收集是主流。相反地，可以想到，进行伴随多次激励而收集多组回波数据的多次拍摄(multi-shot)数据收集、并在k-space合成多组回波数据的回波链成像(echo train imaging)由于由运动引起的人为因素(artifact)而在DWI中难以实现。即，在进行多次拍摄(multi-shot)数据收集的情况下，按照每次拍摄(shot)收集相位校正用的引导回波数据，使用引导回波数据来进行相位校正，但有可能无法以足够的精度来进行校正。
因此如图11的(B)所示，优选将DWI用的序列设为仅收集由一次拍摄可收集的低频部分的bn数据的EPI序列。由此，能够抑制由运动引起的人为因素的发生。并且，作为用于生成DWI数据的高频部分中的数据，能够使用由图11的(A)所示的EPI序列收集的高频波部分的b0数据。
因此，对于由于运动的影响而产生的人为因素不成为问题的b0数据，如图11(A)所示通过伴随多次激励的多次拍摄数据收集来收集，从避免由运动的影响导致的人为因素的发生的角度来看，对于bn数据优选如图11(B)所示通过单次拍摄数据收集来进行收集。但是，由于在不同的时刻t收集的b0数据以及bn数据间的运动的影响，可能会产生k-space数据间的相位偏移或者对应的图像数据间的位置偏移。与此相对，在k-space中心部的k-space数据由于共用于各图像数据的生成，因此通过针对2D或者3D的k-space数据的相位校正或者针对图像数据的位置校正，能够校正因运动的影响而产生的k-space数据间的相位偏移或者对应的图像数据间的位置偏移。
另外，由于通过抽样间隔Δt来决定导出方向的FOV，抽样间隔Δt优选在b0数据收集用的EPI序列和bn数据收集用的EPI序列间为共同的。其中，比起与编码方向的抽样间隔相当的ETS，导出方向的抽样间隔Δt足够小。因此，抽样间隔Δt在b0数据用EPI序列和bn用EPI序列之间即使存在若干不同，对导出方向的失真影响不大，不是大的问题。
另外，作为在全部频率区域的b0数据也能够使用FSE序列来收集用于生成T2WI数据的数据。在用FSE序列收集b0数据的情况下，需要对于由EPI序列收集的低频区域的bn数据进行失真校正或对比度校正。另外，在使用FSE系列的序列来收集b0数据和bn数据的两者的情况下，由于不存在由图像数据的失真引起的制约，因而b0数据和bn数据的数据收集条件的自由度变大。
相反地，如图11所示在由EPI序列收集b0数据和bn数据的两者的情况下，如果按照后述的一定条件来设定ETS0，ETSn，作为编码方向的线数的视图数Ne0、Nen，导出方向的抽样数Nr0、Nrn，以及PI的倍速率等摄影条件，则能够使从b0数据和bn数据分别得到的图像数据的失真彼此同等。另外，由扩散效果以外的因素产生的基本的对比度在从b0数据和bn数据分别得到的图像数据间也为同等的。因此，在由EPI序列收集b0数据和bn数据的两者的情况下，不需要bn数据的失真校正和对比度校正。
由EPI序列收集的图像数据的失真在相位编码方向大，由有效的ETS(ETSeffective)来决定。即，ETSeffective越小图像数据的失真越少。ETSeffective在将拍摄数设为m时，与拍摄数为1时的ETS的1/m等价。另外，当将PI的倍速率R设定为a倍时，与使PI的倍速率为R＝1时的ETS成为1/a的情况等价。因此使式(5)成立地设定用于b0数据收集的摄影条件以及用于bn数据收集的摄影条件，则能够将ETS有效地设为等价。
ETSeffective＝ETSn/Rn＝ETS0/(m0*R0)(5)
其中，在式(5)中，Rn是用于bn数据收集的PI的倍速率，R0是用于b0数据收集的PI的倍速率，m0是用于b0数据收集的拍摄数，是自然数。
即如式(5)所示，如果设定用于b0数据收集的摄影条件和用于bn数据收集的摄影条件，以使用于bn数据收集的ETSn和PI的倍速率Rn之比(ETSn/Rn)为用于b0数据收集的ETS0和PI的倍速率R0之比(ETS0/R0)的1/m0，则从b0数据和bn数据分别得到的图像数据的失真能够为同等的。因此，不需要b0数据和bn数据的失真校正。
进而，如果假定b0数据和bn数据的抽样间隔Δt相同，并在成为合成对象的数据上没有交叠部分，则如式(6-1)所示，b0数据的视图数Ne0和bn数据的视图数Nen之比为m0。另一方面，在成为合成对象的数据存在交叠部分的情况下，式(6-2)成立。
Ne0/Nen＝m0(6-1)
Ne0/Nen＜m0(6-2)
因此，根据式(5)，如果在用于b0数据和bn数据收集的PI的倍速率R0、Rn间R0＝m0×Rn的关系成立，则用于b0数据和bn数据收集的ETS能够设定为相同值，即能够设定为ETSn＝ETS0。其中，根据式(6)，为了将bn数据的SNR(信噪比：signal to noise ratio)设定为b0数据的SNR同等以上，只要以满足式(7)的方式来设定摄影条件即可。
NAQ0≥m0*NAQn    (7)
其中，NAQ0表示对多个b0数据进行平均处理而生成的图像数据的情况下的、成为平均处理的对象的数据数，NAQ0表示对多个bn数据进行平均处理而生成DWI数据的情况下的、成为平均处理的对象的数据数。
根据式(5)，即使将用于b0数据和bn数据收集的PI的倍速率R0、Rn设为彼此相同、即设定为R0＝Rn，也如式(6)所示，如果设定视图数Ne0、Nen以使b0数据和bn数据的视图数之比为m0、即Ne0/Nen＝m0，则为ETS0＝m0*ETSn，式(5)成立。
因此，用于b0数据和bn数据收集的抽样间隔Δt相同，如果导出梯度磁场Gr的波形是矩形，则能够按照式(5)成立的方式来设定摄影条件。另外，即使导出梯度磁场Gr的波形是梯形，也能够通过在上升沿或者下降沿的倾斜部分也施行进行采样的斜坡采样(ramp sampling)，来按照使ETS0≥m0×ETSn成立的方式来设定摄影条件。并且，如果仅调整视图数Ne0、Nen使式(5)所示条件成立是困难的，则可以通过调整PI的倍速率R0、Rn、导出方向的抽样间隔Δt和/或抽样数Nr0、Nrn，使式(5)所示的条件成立。
另外，在图11示出的例子中，拍摄数不同但PI的倍速率Rn、R0相等，即Rn＝R0，为Ne0/Nen＝Nr0/Nen＝ETS0/ETSn＝m0＝3。与相位编码方向的抽样数相当的视图数Ne0、Nen之比Ne0/Nen和导出方向的抽样数Nr0、Nrn之比Nr0/Nen能够相互独立地设置。
如图11所示的例子，在Ne0/Nen＝Nr0/Nen＝ETS0/ETSn＝m0成立的情况下，如果设定PI的倍速率Rn、R0，以在b0数据和bn数据之间将拍摄数设为相同而Rn＝m0R0成立，则由于能够将PI的倍速率差异m0＝Ne0/Nen等价地考虑为以与倍速率的差异相当的数据数的差量来进行抽样，因此能够得到与图11所示情况相同的效果。并且，在Ne0/Nen＝Nr0/Nen＝ETS0/ETSn＝m0成立的情况下，即使拍摄数和PI的倍速率的双方在b0数据和bn数据之间分别不同的情况下，如果式(5)成立，则能够得到与图11所示的情况相同的效果。
图12是示出在图7所示的摄影条件设定部40中设定的非DWI用的全部数据收集序列和DWI用的部分数据收集序列的另一个例子的图。
在图12的(A)、(B)中，ECHO表示收集的回波数据(磁共振信号)，Gr表示读出用梯度磁场，Ge表示相位编码用梯度磁场。
如图12(A)所示，作为用于收集b0数据的序列，能够设定以时间间隔ETS0在每次拍摄收集Ne0/m0次信号列的多次拍摄EPI序列，所述信号列以抽样间隔Δt由抽样数Nr0的回波信号构成。因此，通过m0次的多次拍摄数据收集来收集总计与视图数Ne0相当的数目的信号列。在图12(A)所示的例子是m0＝3。
另一方面，如图12的(B)所示，作为用于收集bn数据的序列，能够设定以时间间隔ETSn收集Nen次信号列的单次拍摄EPI序列，所述信号列以抽样间隔△t由抽样数Nrn的回波信号构成。
其中，b0数据的抽样数Nr0和bn数据的抽样数Nrn、b0数据的ETS0和bn数据的ETSn、以及b0数据的每一次拍摄的信号列数Ne0/m0和bn数据的信号列数Nen分别被设定为相同。这样，即使按照Nr0/Nrn＝1、Ne0/Nen＝m0、ETS0/ETSn＝1来设定摄影条件，如果将PI的倍速率Rn、R0设定为R0＝Rn/m0，则也如式(8)所示能够使ETSeffective相等。
ETSeffective＝ETS0/m0＝ETSn/m0(8)
在这样设定摄影条件时，在接下来的步骤S2，按照设定的摄影条件来执行扫描。
即，预先在诊视床37上设置被检测体P，并在被静磁场电源26激励的静磁场用磁铁21(超传导磁铁)的摄影区域形成静磁场。另外，从匀场线圈电源28向匀场线圈22提供电流来使在摄影区域形成的静磁场均一化。
并且，若在从输入装置33向序列控制器控制部41施加扫描开始指示，则序列控制器控制部41从摄影条件设定部40依次取得用于全部频率区域的b0数据收集的序列以及仅用于低频区域的bn数据收集的序列，并施加给序列控制器31。序列控制器31按照从序列控制器控制部41接收的脉冲序列，驱动梯度磁场电源27、发送器29、以及接收器30，从而使设置了被检测体P的摄影区域形成梯度磁场，并且从RF线圈24产生RF信号。
因此，通过在被检测体P内部的核磁共振产生的NMR信号被RF线圈24接收并施加给接收器30。接收器30从RF线圈24接收NMR信号并执行需要的信号处理后，通过进行A/D转换来生成作为数字数据的NMR信号的原始数据。接收器30将生成的原始数据送给序列控制器31。序列控制器31将原始数据送给序列控制器控制部41，序列控制器控制部41将原始数据作为k-space数据配置于在k空间数据库42形成的k空间。
由此，在k空间数据库42的第一k空间配置全部频率区域的b0数据，在第二k空间配置仅低频区域的bn数据。
接下来，在步骤S3，在数据合成部43进行数据合成处理。另外，在合成处理之前，根据需要对b0数据、bn数据、从b0数据得到的实空间数据和/或从bn数据得到的实空间数据进行上述的开窗、相位校正、振幅校正等的处理。这里，对在必要的前处理后的k-space数据间进行合成的情况进行说明。
图13是示出合成由图11所示的两种EPI序列收集的k-space数据的例子的图。
在图13中，横轴表示k空间的导出方向Kr，纵轴表示k空间的相位编码方向Ke。
如图13所示，bn数据被配置在低频区域。即，作为bn数据，拍摄数为1，配置有与视图数Nen及抽样数Nrn相当的数目的k-space数据。另一方面，提取出全部频率区域的b0数据中的、不存在bn数据的高频区域的b0数据，并配置在bn数据的周围。在图13的例子中，由于b0数据将拍摄数设为3来进行收集，因此b0数据由与各拍摄分别对应的视图数Ne0及抽样数Nr0相当的数量的k-space数据构成。
图14是示出合成由图12所示的两种EPI序列收集的k-space数据的例子的图。
在图14中，横轴表示k空间的导出方向Kr，纵轴表示k空间的相位编码方向Ke。
如图14所示来配置bn数据。即，作为bn数据，拍摄数为1，配置有与视图数Nen以及抽样数Nrn相当的数量的k-space数据。bn数据的导出方向的抽样数Nrn为了与全部频率区域的b0数据的导出方向的抽样数Nr0相等，在导出方向上在全部频率区域配置bn数据。与此相对，在相位编码方向上在低频区域配置bn数据。
另一方面，提取出在全部频率区域的b0数据中、不存在bn数据的相位编码方向的高频区域的b0数据，并配置在bn数据的周围。在图13的例子中，由于b0数据将拍摄数作为3来进行收集，因此b0数据由与各拍摄分别对应的视图数Ne0及抽样数Nr0相当的数量的k-space数据构成。
在设定如图12所示的两种的EPI序列时，如图14所示，能够对于导出方向的全部频率区域收集bn数据。
接下来，在步骤S4中，生成对比度不同的多个图像数据。即，如果合成处理后的数据是k-space数据，则针对合成处理后的k-space数据以及对于全部频率区域收集的k-space数据，在图像重构部44实施图像重构处理。由此得到的两种图像数据被保存在图像数据库45。另一方面，如果合成处理后的数据是图像数据，则与通过基于图像重构部44的、针对关于全部频率区域收集的k-space数据的图像重构处理得到的图像数据一起保存在图像数据库45中。
并且，图像处理部46从图像数据库45读入合成处理后的图像数据以及针对关于全部频率区域收集的k-space数据的图像重构处理得到的图像数据，并进行必要的图像处理，同时或者依次使显示装置34进行显示。例如，在由PI收集回波数据的情况下，基于保存在灵敏度分布数据库47的各个线圈元件24c的灵敏度分布数据，在图像处理部46进行针对与各线圈元件24c对应的多个图像数据的展开(unfolding)处理。
这样显示的多个图像数据由于低频区域的k-space数据是共同的，因此能够以更短的摄影时间得到。因此，用户能够以更短的时间收集关于同一个被检测体P的对比度不同的多个图像数据。
即，如上述的磁共振成像装置20关于同一被检测体P摄影T1WI、T2WI、PDWI、FLAIR图像、DWI、PWI等的多个不同种类参数图像的情况下，通过共有k-space数据的一部分并进行数据合成处理，来不降低信息量地缩短成像时间。例如，k-space的高频区域的数据在不同种类参数图像间共有，仅k-space的低频区域的数据被收集用于各自的不同种类参数图像。并且，在振幅、相位校正后，通过仅对低频区域收集的数据和高频区域数据进行合成，能够生成维持数据质量的参数图像数据。进而，在通过EPI序列进行b值不同的DWI成像的情况下，ETS、拍摄数以及PI的倍速率等的摄影条件设定为规定的条件，以使各图像数据的失真彼此同等。
(效果)
根据磁共振成像装置20，在从同一被检测体P摄影多个不同种类参数图像的情况下，能够维持画质和信息量并且缩短总计的摄影时间。
另外，存在因梯度磁场生成系统等硬件的制约或神经刺激而产生的转换速率(slew rate)的制约等的各种各样的制约，结果，在使用了FOV、空间分辨率、以及时间分辨率存在制约的EPI序列等序列的单次拍摄数据收集中，通过有效使用其他参数图像数据，能够使现在或者将来收集困难的3D-DWI数据成为仅由一个拍摄能够收集的数据。因此，能够得到抑制了由于运动的影响而引起的人为因素的产生的DWI。另外，转换速率是将梯度磁场强度用得到梯度磁场强度所需的上升沿时间除而得到的值，当转换速率变大时，每单位时间的磁场变动dB/dt变大，由于刺激末梢神经，因此有可能损害患者的安全性。
(变形例)
在上述例子中，关于针对两个数据进行合成处理的情况进行了说明，但也能够进行针对3个以上数据的合成处理。
图15示出在图7所示的数据合成部43中进行针对三个k-space数据的合成处理时的例子的图。
在图15中，横轴表示k空间的导出方向Kr，纵轴表示k空间的相位编码方向Ke。如图15所示，能够设定3个以上的多个参数组，使由多个参数构成的参数组的值中的至少一个成为彼此不同的值，并收集分别与各个参数组对应的k-space数据，并针对收集的k-space数据进行合成处理。在图15所示的例子中，在与至少一个参数值彼此不同的三种参数组对应的高频区域、中间程度的频率区域、以及低频区域的k-space数据(参数(PARAMETER)1、参数2、参数3)被合成用于单一图像数据。
作为多个k-space数据向k-space的配置方法，从得到期望的对比度的观点来看优选的是将从各k-space数据得到的多个图像数据中的、对比度接近期望的对比度的图像数据所对应的k-space数据配置在k-space的中心的方法。另外，对于其他k-space数据，优选从对比度更类似于期望对比度的图像数据所对应的k-space数据依次从k-space的低频区域侧向高频区域侧进行配置。因此，对于低频区域优选事先分别收集与各参数组对应的k-space数据。另外，摄影时间与相当于k-space的面积的数据量大体成比例。
图16示出在图7所示的数据合成部43中针对与彼此不同的三个b值数据对应的k-space数据进行合成处理时的例子的图。
在图16中，横轴表示k空间的导出方向Kr，纵轴表示k空间的相位编码方向Ke。如图15所示，不仅能够将b值设定为b＝b0、bn的两级，而且能够设定为b＝b0、b1、b2(0≈b0＜b1＜b2)的三级来收集k-space数据的b0DATA、b1DATA、b2DATA，并针对收集的k-space数据进行合成处理。
这种情况下，在生成与b2DATA对应的对比度的DWI数据的情况下，只要从k-space的中心侧按b2DATA、b1DATA、b0DATA的顺序进行配置即可。即，由于k-space的中心部是b2DATA，因此能够生成与b2DATA对应的对比度的DWI数据。另外，在生成与b1DATA对应的对比度的DWI数据的情况下，也可以不使用b2DATA，而从k-space的中心侧以b1DATA、b0DATA的顺序进行配置。
即，在将b值设定为不同的3个以上的值来收集k-space数据的情况下，从维持对比度的连续性的观点来看，优选按照与合成处理后的k-space数据对应的b值平滑地变化的方式来配置k-space数据。具体地说，优选按照b值从大到小的顺序从k-space的中心部向高频侧配置多个k-space数据。
另外，也可以将b值和MPG脉冲施加方向设为相同，使上述的m值为m＝5、m＝3、m＝1等逐级改变来收集k-space数据。相反地，不仅是b值，也可以将MPG脉冲的施加方向设定为不同的多个方向，来收集各自对应的k-space数据。这种情况下，将各向同性的方向设定为MPG脉冲施加方向中的一个，当将在各向同性的方向上施加MPG脉冲来收集的k-space数据配置在k-space的中心部时，能够提高生成的图像数据的连续性。
图17示出在图7所示的数据合成部43中针对用于FLAIR(液体衰减反转恢复)图像、T1WI以及T2WI的三个k-space数据进行合成处理时的例子的图。
在图17中，横轴表示k空间的导出方向Kr，纵轴表示k空间的相位编码方向Ke。如图17所示，能够收集用于FLAIR图像、T1WI以及T2WI的三个k-space数据，并针对所收集的k-space数据进行合成处理。图17表示用于生成FLAIR图像数据的k-space数据，在k-space的中心部的k-space数据为FLAIR图像用的k-space数据。另外，从提高对比度的连续性的观点看，在k-space的中间程度的频率区域配置T2WI用的k-space数据，在k-space的高频区域配置T1WI用的k-space数据。
进而，也可以对于不依靠低频区域或者高频区域确定的N个区域中的多个k-space数据进行合成处理。
另外，在上述例子中，是对正交(Cartesian)状地收集k-space数据的情况进行说明，但也可以非正交(Non Cartesian)状地收集。作为非正交状地收集k-space数据的方法，已知除径向收集法之外，还有按照时间重复使由多个并行的数据收集轨迹形成的、被称为桨片(blade)的带状区域旋转的螺旋桨(PROPELLER：带增强重构的周期旋转交叠并行线：periodicallyrotated overlapping parallel lines with enhanced reconstruction)法(也称为BLADE法)。
并且，也可以按照成为合成处理的对象的多个k-space数据来改变数据收集点的密度。例如，如果使针对对比度的影响少的高频区域的数据收集密度比低频区域数据的收集密度稀疏，则有利于应收集的数据数目的降低。
另外，也能够通过网络使图像处理装置与磁共振成像装置连接，并在图像处理装置中进行数据的合成处理。这种情况下，在图像处理装置中具有以下功能：通过网络从磁共振成像装置取得k-space数据或图像数据；针对取得的k-space数据或图像数据实施校正处理和合成处理；以及进行图像重构或者IFT(傅里叶逆变换)处理。

Claims (20)

1.一种磁共振成像装置，包括：
数据收集单元，改变数据量地从同一被检测体收集多个磁共振数据，该多个磁共振数据用于生成将控制对比度用的参数设定为彼此不同的值而对比度彼此不同的多种图像数据；以及
图像数据生成单元，通过对于所述多个磁共振数据或者从所述多个磁共振数据得到的多个数据进行合成处理和图像重构处理，从而生成所述多种图像数据。
2.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
所述数据收集单元构成为：收集所述多个磁共振数据，使与控制对比度用的至少一个参数值对应的磁共振数据为生成图像数据所需的全部数据量，另一方面，使与其他的控制对比度用的至少一个参数值对应的磁共振数据为比生成图像数据所需的数据量少的数据量。
3.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
所述数据收集单元构成为：收集所述多个磁共振数据，使与控制对比度用的至少一个参数值对应的磁共振数据为生成图像数据所需的全部数据量，另一方面，使与其他的控制对比度用的至少一个参数值对应的磁共振数据仅为低频区域。
4.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
所述数据收集单元构成为：收集用于生成纵弛豫加权图像数据、横弛豫加权图像数据、质子密度图像数据、液体衰减反转恢复图像数据、扩散加权图像数据以及毛细血管内血流的扩散加权图像数据中的至少两个数据的多个磁共振数据，作为上述多个磁共振数据。
5.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
所述数据收集单元构成为：将表示运动梯度场脉冲的强度的b值设定为看作零的值以及比零大的值，来收集各自对应的磁共振数据。
6.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
所述数据收集单元构成为：将运动梯度场脉冲的施加方向设定为彼此不同的方向，来收集各自对应的磁共振数据。
7.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
所述图像数据生成单元构成为：在对于所述多个磁共振数据或所述多个数据进行振幅和相位中的至少一方的校正之后，进行所述合成处理。
8.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
所述图像数据生成单元构成为：在对于所述多个磁共振数据或所述多个数据进行振幅和相位中的至少一方的校正，使其他磁共振数据或从所述其他磁共振数据得到的数据的振幅和相位中的至少一方与数据量最大的磁共振数据或从所述数据量最大的磁共振数据得到的数据的振幅和相位中的至少一方相一致之后，进行所述合成处理。
9.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
所述图像数据生成单元构成为：在对于从所述多个磁共振数据得到的多个实空间数据，以复数数据的状态进行振幅和相位中的至少一方的校正之后，进行所述合成处理。
10.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
所述数据收集单元构成为：收集所述多个磁共振数据，使成为所述合成处理的对象的所述多个磁共振数据或所述多个数据交叠；
所述图像数据生成单元构成为：使用根据所述多个磁共振数据或所述多个数据交叠的部分的数据而得到的校正参数，来对所述多个磁共振数据或所述多个数据进行校正处理，并在所述校正处理后进行所述合成处理。
11.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
所述数据收集单元构成为：收集所述多个磁共振数据，使成为所述合成处理的对象的所述多个磁共振数据或所述多个数据交叠；
所述图像数据生成单元构成为：在对于所述多个磁共振数据或所述多个数据分别使用加权函数进行开窗后，进行所述合成处理。
12.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
所述数据收集单元构成为：使用拍摄数、抽样数、回波间隔以及多个接收用线圈元件，来接收所述多个磁共振数据，并且按照使相位编码跳跃的并行成像的倍速率来收集所述多个磁共振数据，所述拍摄数、抽样数、回波间隔以及多个接收用线圈元件被设定为：将表示运动梯度场脉冲的强度的b值设定为看作零的第1值和比零大的第2值，并且使通过执行将所述b值分别设定为所述第1值和所述第2值的扫描而得到的图像数据的失真彼此同等。
13.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
所述数据收集单元构成为：将表示运动梯度场脉冲的强度的b值设定为看作零的第1值和比零大的第2值，通过单次拍摄数据收集来收集与所述第1值对应的磁共振数据，另一方面，通过多次拍摄数据收集来收集与所述第2值对应的磁共振数据。
14.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
所述数据收集单元构成为：收集多个磁共振数据，该多个磁共振数据用于生成具有空间轴和时间轴中的多个任意轴的多种图像数据。
15.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
所述数据收集单元构成为：将表示运动梯度场脉冲的强度的b值设定为彼此不同的多个值，来收集所述多个磁共振数据；
所述图像数据生成单元构成为：通过对于与所述b值的多个值分别对应的多个磁共振数据进行合成处理，根据以所对应的b值从大到小的顺序从k空间的中心部向高频侧配置的k空间数据，来生成所述多种图像数据中的一个。
16.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
所述数据收集单元构成为：将运动梯度场脉冲的施加方向设定为包括各向同性的方向在内的相互不同的多个方向，来收集各自对应的磁共振数据；
所述图像数据生成单元构成为：根据k空间数据来生成所述多种图像数据中的一个，所述k空间数据把在所述各向同性的方向上施加所述运动梯度场脉冲而收集的磁共振数据配置在k空间的中心部。
17.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
所述数据收集单元构成为：将控制对比度用的同一参数设定为彼此不同的3个以上的值。
18.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
所述数据收集单元构成为：设定彼此不同的3个以上的多个参数组，使包括控制对比度用的多个参数在内的参数组的值的至少一个成为彼此不同的值。
19.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
所述图像数据生成单元构成为：根据按照从所述多个磁共振数据得到的多种图像数据的对比度与期望的对比度相类似的顺序、在k空间从低频区域侧配置所述多个磁共振数据从而得到的k空间数据，来生成所述多种图像数据中的一个。
20.一种磁共振成像方法，包括以下步骤：
改变数据量地从同一被检测体收集多个磁共振数据，该多个磁共振数据用于生成将控制对比度用的参数设定为彼此不同的值而对比度彼此不同的多种图像数据；以及
通过对于所述多个磁共振数据或者从所述多个磁共振数据得到的多个数据进行合成处理和图像重构处理，来生成所述多种图像数据。
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