CN102596026A - 磁共振成像装置及磁共振成像方法 - Google Patents

磁共振成像装置及磁共振成像方法 Download PDF

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Abstract

实施方式的磁共振成像装置具备计算单元及成像单元。计算单元通过对与反转恢复法的不同的多个反转时间相对应的被检体的多个图像数据或多个磁共振信号进行解析，由此计算成像用的反转时间。成像单元以为了上述成像用而计算的上述反转时间进行基于上述反转恢复法的上述成像。此外，实施方式的磁共振成像方法具有：通过对与反转恢复法的不同的多个反转时间相对应的被检体的多个图像数据或多个磁共振信号进行解析，由此计算成像用的反转时间的步骤；以及以为了上述成像用而计算的上述反转时间进行基于上述反转恢复法的上述成像的步骤。

Description

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(MRI：Magnetic Resonance Imaging)装置及磁共振成像方法。
背景技术
MRI是如下的摄像法：通过拉莫尔频率的高频(RF：radio frequency)信号对放置于静磁场中的被检体的原子核自旋进行磁激励，根据伴随该激励而产生的磁共振(MR：magnetic resonance)信号来重构图像。
作为基于MRI的心脏的形态摄像法，已知延迟造影摄像(DE：DelayedEnhancement或LGE：Late Gadolinium Enhancement)法。延迟造影摄像法是将造影剂注入被检体而在规定的延迟时间之后进行成像的摄像法。
在心脏的延迟造影摄像中，在收集成像用MR数据之前，施加使静磁场下的心脏的纵向磁化Mz反转180°而成为负值的180°反转恢复(IR：inversion recovery)脉冲。然后，在施加IR脉冲之后，在通过纵向缓和(T1缓和)而心肌部分的纵向磁化成为零附近的定时，收集成像数据。从该IR脉冲的施加时刻到为了收集成像数据而施加的90°RF脉冲为止的时间，被称作反转时间(TI：inversion time)。即，TI被设定为心肌的纵向磁化成为零的定时，抑制来自心肌组织的信号。
此外，在心脏的延迟造影摄像中，当向被检体投入的造影剂流入正常的心肌时，在10～15分钟左右从心肌消退。因此，在从造影剂投入起经过10～15分钟左右后的正常的心肌组织内，造影剂的残留量变少。相对于此，流入心肌梗塞等的病变部的造影剂，即使经过10～15分钟也不会消退而残留在心肌组织内。
此外，由于造影剂的效果，心肌梗塞部位的纵向缓和时间(T1)比正常心肌组织的T1变短。因此，当将TI设定为在从造影剂投入起经过10～15分钟后收集成像数据时，从纵向磁化恢复到成为正值的心肌梗塞部位收集的MR信号的强度，变得比从正常心肌收集的MR信号的强度大。特别是，当将TI设定为在心肌的纵向磁化接近于零的定时收集成像数据时，从正常心肌收集的MR信号的强度成为零左右，能够将心肌梗塞部位清楚地描绘为高信号部。
因此，为了得到正常心肌和心肌梗塞部位的清楚的对比度，重要的是正确地求出在成像数据的收集定时心肌的纵向磁化成为零附近那样的TI。
因此，提出如下的TI-Prep法：在成像扫描之前进行改变TI而收集多帧量的图像数据的预扫描，根据通过预扫描收集的与不同的TI相对应的多个图像，求出适当的TI。在TI-Prep法中，显示与不同的TI相对应的多个图像，用户通过目视来选择心肌的信号强度最大降低的图像，由此能够求出适当的TI。即，与心肌的信号强度最小的图像相对应的TI为适当的TI。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2004-24637号公报
发明内容
发明要解决的技术问题
如心脏的延迟造影摄像所代表的那样，在基于IR法的成像中，重要的是高精度地设定TI。尤其是，在使用了图像信号的绝对值的IR成像的情况下，所采样的信号较离散，相对于此、信号的最小值在理论上成为1点，所以TI的最佳设定为重要的技术问题。而且，希望通过适当设定了TI的成像，得到更有用的诊断支援信息。
本发明的目的在于，提供一种磁共振成像装置及磁共振成像方法，能够通过基于适当设定了TI的IR法的成像，得到心脏等摄像部位的有用的诊断信息。
用于解决技术问题的手段
本发明的实施方式的磁共振成像装置具备计算单元及成像单元。计算单元为，通过对与反转恢复法的不同的多个反转时间相对应的被检体的多个图像数据或多个磁共振信号进行解析，由此计算成像用的反转时间。成像单元为，以为了上述成像用而计算出的上述反转时间、进行基于上述反转恢复法的上述成像。
此外，本发明的实施方式的磁共振成像装置具备计算单元及物质特定单元。计算单元为，计算通过曲线拟合而得到的曲线的公式，该曲线拟合使用了与反转恢复法的不同的多个反转时间相对应的多个图像数据或多个磁共振信号。物质特定单元为，使通过上述曲线拟合而得到的T1值、上述曲线的值成为零时的反转时间、上述曲线的形状及根据上述T1值而推测的物质信息的至少1个显示在显示装置上。
此外，本发明的实施方式的磁共振成像方法具有：通过对与反转恢复法的不同的多个反转时间相对应的被检体的多个图像数据或多个磁共振信号进行解析，由此计算成像用的反转时间的步骤；和以为了上述成像用而计算出的上述反转时间、进行基于上述反转恢复法的上述成像的步骤。
附图说明
图1是本发明第一实施方式的磁共振成像装置的构成图。
图2是图1所示的计算机的功能框图。
图3是表示在图2所示的摄像条件设定部中设定的预扫描用的IR顺序及成像扫描用的IR顺序的图。
图4是表示在图2所示的数据处理部中设定的ROI的一例的图。
图5是说明图2所示的数据处理部的成像扫描用的TIopt的第一决定方法的图。
图6是说明图2所示的数据处理部的成像扫描用的TIopt的第二决定方法的图。
图7是表示通过图1所示的磁共振成像装置20进行基于IR法的成像时的流程的流程图。
图8是表示本发明第二实施方式的磁共振成像装置的成像的流程的流程图。
具体实施方式
参照附图对本发明的实施方式的磁共振成像装置及磁共振成像方法进行说明。
(第一实施方式)
图1是本发明第一实施方式的磁共振成像装置的构成图。
磁共振成像装置20具备：形成静磁场的筒状的静磁场用磁铁21；以及设置在该静磁场用磁铁21内部的匀磁线圈22、倾斜磁场线圈23及RF线圈24。
此外，磁共振成像装置20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、顺序控制器31以及计算机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。此外，计算机32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，具有通过从静磁场电源26供给的电流而在摄像区域形成静磁场的功能。另外，静磁场用磁铁21由超导线圈构成的情况较多，一般在励磁时与静磁场电源26连接而被供给电流，但是在一旦被励磁之后成为非连接状态。此外，也有时通过永磁铁来构成静磁场用磁铁21，并不设置静磁场电源26。
此外，在静磁场用磁铁21的内侧，在同轴上设置有筒状的匀磁线圈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，而使静磁场均匀化。
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的内部形成为筒状。在倾斜磁场线圈23的内侧设置有寝台37而作为摄像区域，被检体P被设置在寝台37上。作为RF线圈24，存在内置于门架的RF信号收发用的全身用线圈(WBC：whole body coil)及设置在寝台37或被检体P附近的RF信号接收用的局部线圈等。
此外，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，通过从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分别向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供给的电流，能够在摄像区域分别形成X轴方向的倾斜磁场Gx、Y轴方向的倾斜磁场Gy及Z轴方向的倾斜磁场Gz。
RF线圈24与发送器29及接收器30的至少一方连接。发送用的RF线圈24具有从发送器29接受RF信号而向被检体P发送的功能，接收用的RF线圈24具有对伴随被检体P内部的原子核自旋的RF信号的激励而产生的MR信号进行接收而向接收器30赋予的功能。
另一方面，控制系统25的顺序控制器31与倾斜磁场电源27、发送器29及接收器30连接。顺序控制器31具有如下功能：存储顺序信息的功能，该顺序信息描述了为了驱动倾斜磁场电源27、发送器29及接收器30所需要的控制信息，例如应对倾斜磁场电源27施加的脉冲电流的强度、施加时间及施加定时等动作控制信息；以及通过按照存储的规定顺序来驱动倾斜磁场电源27、发送器29及接收器30，由此产生X轴倾斜磁场Gx、Y轴倾斜磁场Gy、Z轴倾斜磁场Gz及RF信号的功能。
此外，顺序控制器31构成为，接受通过接收器30中的MR信号的检波及A/D(analog to digital)转换而得到的复数数据即原始数据(raw data)，并赋予计算机32。
因此，发送器29具备根据从顺序控制器31接受的控制信息将RF信号赋予RF线圈24的功能，另一方面，接收器30具备如下功能：对从RF线圈24接受的MR信号进行检波而执行所需要的信号处理并且进行A/D转换，由此生成被数字化的复数数据即原始数据的功能；以及将生成的原始数据赋予顺序控制器31的功能。
并且，磁共振成像装置20具备取得被检体P的ECG(electrocardiogram：心电图)信号的ECG单元38。由ECG单元38取得的ECG信号经由顺序控制器31输出到计算机32。
另外，还能够代替将搏动表示为心搏信息的ECG信号，而取得将搏动表示为脉波信息的脉波同步(PPG：peripheral pulse gating)信号。PPG信号例如是将指尖的脉波检测为光信号的信号。在取得PPG信号的情况下，设置有PPG信号检测单元。以下，对取得ECG信号的情况进行说明。
此外，通过由运算装置35执行计算机32的存储装置36所保存的程序，由此使计算机32具备各种功能。但是，也可以代替程序的至少一部分，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2是图1所示的计算机32的功能框图。
计算机32的运算装置35，通过执行存储装置36所保存的程序，由此作为摄像条件设定部40及数据处理部41起作用。此外，存储装置36作为k空间数据存储部42及图像数据存储部43起作用。摄像条件设定部40具有多TI设定部40A及IR顺序设定部40B。数据处理部41具有拟合部41A、物质特定信息取得部41B及图像生成部41C。
摄像条件设定部40具有如下功能：设定包含用于进行基于IR法的成像的IR顺序的摄像条件，并将设定的摄像条件输出到顺序控制器31。尤其是，摄像条件设定部40具有如下功能：除了成像扫描用的摄像条件以外，在成像扫描之前，还设定用于决定IR脉冲的施加定时的预扫描用的数据收集条件。
预扫描用数据收集条件被设为如下条件：通过IR顺序来改变从180°IR脉冲的施加时刻到MR数据收集用的α°RF脉冲的施加时刻为止的TI，而对生成多帧量的图像数据所需要的MR数据进行收集。
此外，在进行如心脏的成像及血流的成像那样、由于搏动的影响而伴随运动或移动的对象的成像的情况下，与从ECG单元38取得的ECG信号同步地收集数据。另一方面，在对如脑脊液(CSF：cerebrospinal fluid)及末端血流那样、无周期性的流体以及不活动的脏器进行成像的情况下，不需要同步。
另一方面，作为成像扫描用的摄像条件，设定如下的TI的IR顺序：关注的部位被描绘为高信号，另一方面，对于其他部分抑制信号。例如，在进行心脏的延迟造影成像的情况下，以如下的TI来设定IR顺序：来自正常的心肌组织的信号被抑制，梗塞部位被描绘成高信号部。此外，在进行非造影的血流成像的情况下，以如下的TI来设定IR顺序：来自背景的信号被抑制，血流部分被描绘成高信号部。
而且，在后述的数据处理部41中，根据通过预扫描收集的数据，决定成像扫描用的适当的TI。
在此，以在ECG同步下进行对来自正常的心肌组织的信号进行抑制、将梗塞部位描绘为高信号部的心脏的延迟造影成像的情况为例进行说明。
多TI设定部40A具有对相互不同的多个TI进行设定的功能，该相互不同的多个TI用于设定预扫描用的IR顺序。
IR顺序设定部40B具有：使用在多TI设定部40A中设定的多个TI，设定预扫描用的IR顺序的功能；以及使用在拟合部41A中计算的TI，设定成像扫描用的IR顺序的功能。
图3是表示在图2所示的摄像条件设定部40中设定的预扫描用的IR顺序及成像扫描用的IR顺序的图。
在图3中，横轴表示时间，ECG表示ECG信号。此外，图3(A)表示预扫描用的IR顺序，图3(B)表示成像扫描用的IR顺序。
如图3(A)所示，作为预扫描用的摄像条件，设定如下的IR顺序：从ECG信号的基准波之一的R波起在规定的延迟时间(Td)之后，施加180°IR脉冲，从180°IR脉冲的施加时刻起在不同的TI(T1、T2、T3、……、Te)之后，分别进行MR数据的收集。
在预扫描中，为了缩短数据收集时间，也可以收集比在成像扫描中所需要的图像矩阵少的图像矩阵的数据。并且，即使在成像扫描为3维(3D：three dimensional)成像扫描的情况下，也能够将预扫描用的IR顺序设定为从单个切片或少数切片收集数据。在该情况下，以TI不会由于图像矩阵尺寸等条件的变更而变化的方式，从对对比度的影响较大的k空间的中心附近的数据开始进行收集即可。
另外，在图3(A)中，也可以使与不同的TI相对应的多个MR数据重叠而进行收集。即，能够将共通的MR信号用于与不同的TI相对应的多个MR数据。在该情况下，能够缩短预扫描的时间。
相反，也可以不如图3(A)所示那样、在不同的TI之后从共通的180°IR脉冲收集多个MR数据，而是重复施加180°IR脉冲和收集与不同的TI相对应的MR数据。即，也可以依次施加TI相互不同的多个180°IR脉冲。
另一方面，如图3(B)所示，作为成像扫描用的摄像条件，设定如下的IR顺序：从ECG信号的R波起在规定的延迟时间Td之后，施加180°IR脉冲，从180°IR脉冲的施加时刻起在拟合部41A中所计算的适当的TIopt之后，进行数据收集。
数据处理部41具有：取得从顺序控制器31输出的MR数据，而作为k空间数据配置到k空间数据存储部42所形成的k空间中的功能；对通过预扫描及成像扫描而收集的数据进行数据处理，由此生成图像数据，将生成的图像数据写入图像数据存储部43中的功能；对通过预扫描而收集的与IR法的不同的多个TI相对应的被检体P的多个图像数据进行解析，由此计算成像用的适当的TIopt的功能；以及将从图像数据存储部43读入的图像数据显示在显示装置34上的功能。
拟合部41A具有：从图像数据存储部43取得通过预扫描而收集的与多个不同的TI(T1、T2、T3、……、Te)相对应的图像数据，对于单个或多个关心区域(ROI：region of interest)，通过曲线拟合来计算相对于TI变化的、心肌组织的图像信号的强度变化曲线的功能；以及根据计算出的每个ROI的、相对于TI变化的信号强度的变化曲线，将信号强度成为零时的TI作为成像扫描用的TIopt、并赋予IR顺序设定部40B的功能。
图4是表示在图2所示的数据处理部41中设定的ROI的一例的图。
在拟合部41A中，当进行通过预扫描而收集的MR数据的图像重构处理时，对于每个TI生成如图4所示那样的所希望的心脏截面的形态图像数据。图4表示生成了与某个TI相对应的心脏的短轴图像数据时的例子。心脏的短轴截面的构造为，在由心肌包围的区域中形成左室及右室。
然后，用户一边参照显示装置34所显示的心脏的短轴图像一边操作输入装置33，由此能够在心肌截面上的任意位置设定单个或多个ROI。为了高精度地求出成像扫描用的TIopt，优选ROI的数量较多。图4表示设定了4个ROI的例子。
接着，通过拟合部41A，对于每个ROI制作表示与TI变化相对应的心肌组织的图像信号的强度变化的曲线。然后，根据与多个ROI相对应的多个曲线，决定成像扫描用的TI。
图5是说明图2所示的数据处理部41的成像扫描用的TIopt的第一决定方法的图。
在图5中，纵轴表示图像信号的强度，横轴表示TI。当对通过预扫描而收集的多个图像数据的ROI内的每个TI的信号值进行标绘时，得到由实线标记表示的离散的标绘数据Iabs。另外，ROI内的信号值能够设为ROI内的多个像素值的平均值或最大值等代表值。
在IR成像中，通常，由实部(Real part)和虚部(Imaginary part)构成的复数图像信号的绝对值被显示为图像数据。此外，图像信号的生成所使用的MR信号，成为与在180°IR脉冲的施加后、通过T1缓和而恢复的纵向磁化相对应的强度。因此，值为绝对值的图像信号的标绘数据Iabs，成为沿着与对纵向磁化的恢复曲线的绝对值进行表示的不连续曲线同样的曲线的数据。即，如图5所示，图像信号的标绘数据Iabs在某个TI中成为正的最小值，而TI越小或越大、则标绘数据Iabs越大。
因此，由与纵向磁化的恢复曲线相对应的实线表示的图像信号恢复曲线Icurve的值成为零时的TI为成像用的最佳TIopt。为此，需要使由于取绝对值而反转到正侧的图像信号向原来的负侧反转。因此，能够根据复数图像信号的实部的符号来判断有无极性反转。但是，当图像信号的相位偏移时，难以正确地判定图像信号的正确的符号及本来的极性。
因此，由拟合部41A计算通过T1缓和而强度充分恢复、并稳定了的图像信号的相位
Figure BDA0000121882800000091
例如，能够将具有超过阈值Th的强度的任意的图像信号作为相位的计算对象。但是，为了提高相位的计算精度，优选将与最长的TI相对应的图像信号作为相位
Figure BDA0000121882800000094
的计算对象。
然后，由拟合部41A进行使用了相位
Figure BDA0000121882800000095
的图像信号的相位校正。具体而言，对每个TI的图像信号乘以由此，得到相位校正后的图像信号。接着，在相位校正后，实部的符号成为负值的图像信号被向负侧标绘。于是，得到在图5中由实线标记表示那样的、极性被校正了的离散的校正标绘数据Icor。由此，得到由极性反转了的校正标绘数据Icor及极性未反转的标绘数据Iabs构成的无奇异点的离散数据，作为极性校正后的多个图像信号。
接着，使用将T1值作为参数的恢复曲线来进行基于最小二乗法的离散数据的曲线拟合。由此，根据离散数据计算出作为连续数据的图像信号恢复曲线Icurve的公式。而且，能够正确地将图像信号恢复曲线Icurve的值成为零时的TI，计算为最佳的TIopt。
如此，能够对与多个TI相对应的多个绝对值图像信号进行相位校正，并使用相位校正后的多个绝对值图像信号的极性校正后的多个图像信号来进行曲线拟合。而且，能够将通过曲线拟合而得到的曲线的值成为零时的TI，计算为最佳的TIopt。
另外，也可以使用不连续的绝对值图像信号的曲线来进行曲线拟合。在该情况下，虽然计算公式变得复杂，但是不需要进行相位校正处理及极性的反转处理。
此外，也能够不进行相位校正处理，而使用绝对值图像信号来简单地计算最佳的TIopt。
图6是说明图2所示的数据处理部41的成像扫描用的TIopt的第二决定方法的图。
在图6中，纵轴表示图像信号的强度，横轴表示TI。如上所述，当对通过预扫描而收集的多个图像数据的ROI内的每个TI的信号值进行标绘时，得到由实线标记表示的离散的绝对值的标绘数据Iabs。
接着，求出离散的标绘数据Iabs的最小值Imin。然后，使与比对应于最小值Imin的TI短的TI相对应的绝对值的标绘数据Iabs的极性全部反转为负值，而进行基于最小二乗法的曲线拟合。由此，将由点线表示的第一图像信号恢复曲线Icurve1的公式，计算为连续数据。
接着，使最小值Imin的极性也反转为负值，而进行基于最小二乗法的曲线拟合。由此，将由点划线表示的第二图像信号恢复曲线Icurve2的公式，计算为连续数据。
然后，第一及第二图像信号恢复曲线Icurve1、Icurve2之中曲线拟合的近似程度良好的图像信号恢复曲线，被采用为成像用的TIopt的计算用。作为表示曲线拟合的近似程度的指标，例如能够使用离散数据与恢复曲线之间的残差的平方和。即，第一及第二图像信号恢复曲线Icurve1、Icurve2与为了分别求出这些曲线而使用的各离散数据之间的残差的平方和成为最小的曲线，被决定为成像用的TIopt的计算用的图像信号恢复曲线Icurve。而且，能够将图像信号恢复曲线Icurve的值成为零时的TI，计算为成像用的TIopt。
如此，通过第二方法，能够简单地计算图像信号恢复曲线Icurve以及图像信号恢复曲线Icurve的值成为零时的TI；该第二方法为，通过使用了第一多个图像信号的曲线拟合来求出第一图像信号恢复曲线Icurve1，另一方面，通过使用了第二多个图像信号的曲线拟合来求出第二图像信号恢复曲线Icurve2，并采用曲线拟合的近似程度最良好的图像信号恢复曲线；使与比对应于多个绝对值图像信号的最小值Imin的TI短的TI相对应的绝对值图像信号的各极性反转，而得到该第一多个图像信号，该多个绝对值图像信号与多个TI相对应；使与最小值Imin相对应的绝对值图像信号、及与比对应于最小值Imin的TI短的TI相对应的绝对值图像信号的各极性反转，而得到该第二多个图像信号。
并且，也可以进行如下的曲线拟合：使与离散的标绘数据Iabs的最小值Imin相邻接的、TI较长一侧的绝对值的标绘数据Iabs的极性反转为负值。在该情况下，如图6所示，将由双点划线表示的第三图像信号恢复曲线Icurve3的公式，计算为连续数据。而且，第一、第二及第三图像信号恢复曲线Icurve1、Icurve2、Icurve3之中曲线拟合的近似程度良好的图像信号恢复曲线，被采用为成像用的TIopt的计算用。如果求出第三图像信号恢复曲线Icurve3，则即使由于呼吸等的影响而数据产生了不均，也能够进行稳定的处理。
即，成像用的TIopt的第一决定方法为如下的方法：由于图像信号恢复曲线Icurve的真正的最小值不明，因此通过进行相位校正来决定应反转为负值的绝对值的离散数据。相对于此，第二决定方法为如下的方法：通过对使真正的最小值附近的离散数据的最小值及与最小值相邻接的离散数据反转的情况和不反转的情况下的曲线拟合的误差进行比较，由此决定应反转为负值的绝对值的离散数据。
根据第二决定方法，不进行烦杂的相位校正处理，就能够求出确切的信号恢复曲线以及信号恢复曲线的零交点即成像用的TIopt。此外，在第二决定方法中，在不计算第三图像信号恢复曲线Icurve3的公式的情况下，能够使数据处理更加简单。
然而，由于通过曲线拟合来决定信号恢复曲线，所以在理论上通过预扫描收集与至少3个TI相对应的图像数据即可。因此，与以往相比能够缩短预扫描的时间。但是，为了以实用的精度求出成像用的TIopt，至少需要对于被预测为零交点附近的范围收集与足够数量的TI相对应的图像数据。
此外，对于每个ROI计算图像信号恢复曲线Icurve及成像用的TIopt。因此，有时由于ROI内的心肌组织的成分或造影剂的浓度的不同，而每个ROI的图像信号恢复曲线Icurve及成像用的TIopt不同。但是，被设定为成像用的是1个TI。
因此，例如能够将ROI之间的成像用的TIopt的平均值作为成像用的摄像条件。或者，还能够将与多个ROI相对应的多个TIopt之中最长的TI作为成像用的摄像条件。尤其是，已知当以比与对应于心肌组织的信号恢复曲线的零交点相当的TI短的TI来进行延迟造影成像时，在心肌上出现黑线状的人为因素。因此，在进行延迟造影成像的情况下，将最长的TI作为成像用的摄像条件，能够实现人为因素的控制。
因此，拟合部41A具备如下的功能：计算与多个ROI相对应的多个图像信号恢复曲线Icurve的值分别成为零时的多个TIopt，将与多个ROI相对应的多个TIopt之中最长的TIopt设为成像用的TI。
物质特定信息取得部41B具有如下的功能：使在用于计算成像用的TIopt的曲线拟合中得到的T1的值、TIopt的值及图像信号恢复曲线Icurve的形状，在显示装置34上显示。此外，物质特定信息取得部41B构成为，根据需要，通过对于所希望的ROI的离散图像数据的曲线拟合，来求出T1的值、TIopt的值及图像信号恢复曲线Icurve的形状，根据求出的T1的值、TIopt的值及图像信号恢复曲线Icurve的形状的至少1个，将ROI内的物质的推测信息或特定信息显示在显示装置34上。即，物质特定信息取得部41B具备如下的功能：使通过曲线拟合而得到的T1值、图像信号恢复曲线Icurve的值成为零时的TI、图像信号恢复曲线Icurve的形状以及根据T1值推测的物质信息的至少1个，显示在显示装置34上。
T1及TIopt成为与ROI内的成分相对应的值。因此，如果使T1的值、TIopt的值、图像信号恢复曲线Icurve的形状等、依存于T1值的信息显示在显示装置34上，则能够推测ROI内的成分。此外，如果使与多个ROI相对应的图像信号恢复曲线Icurve的形状并列显示，则用户能够根据图像信号恢复曲线Icurve的形状的不同，来确认在特定的ROI内存在与其他ROI内不同的成分。
例如，在心脏的延迟造影成像的情况下，能够特定ROI内的主要成分是血液、梗塞部位及造影剂的哪个。因此，不仅是用于计算成像用的TIopt的ROI，也可以在怀疑是病变部的部位等关注的部位设定ROI而计算依存于T1值的信息，并显示在显示装置34上。此外，还能够将根据T1的值及TIopt的值而推测的血液、梗塞部位、造影剂成分等的名称本身，作为物质的推测信息或特定信息而显示在显示装置34上。
由此，用户能够判断怀疑为病变部的高信号部位是人为因素导致的还是病变组织导致的等。
图像生成部41C具有：对通过预扫描及成像扫描而收集的k空间数据，实施包含傅立叶变换(FT：Fourier transform)在内的图像重构处理及需要的图像处理，由此生成图像数据的功能；将图像数据写入图像数据存储部43中的功能；以及对从图像数据存储部43读入的图像数据实施需要的图像处理，而显示在显示装置34上的功能。
例如，不仅是用于计算成像用的TIopt的ROI，也可以对图像数据整体或所希望的部分，作为图像处理而实施相位校正处理以及基于曲线拟合的图像信号恢复曲线Icurve的计算处理。由此，能够使用图像信号恢复曲线Icurve上的值来生成图像数据。
接着，对磁共振成像装置20的动作及作用进行说明。
图7是表示通过图1所示的磁共振成像装置20进行基于IR法的成像时的流程的流程图。在此，以通过图5所示的伴随相位校正的第一决定方法来决定成像扫描用的TIopt的情况为例进行说明。
首先，预先将被检体P设置在寝台37上，在通过静磁场电源26励磁的静磁场用磁铁21(超导磁铁)的摄像区域中形成静磁场。并且，从匀磁线圈电源28向匀磁线圈22供给电流，而使摄像区域中形成的静磁场均匀化。
然后，在步骤S1中，执行改变TI来收集多帧量的图像数据的IR预扫描。即，多TI设定部40A设定相互不同的多个TI，IR顺序设定部40B使用多个TI来设定预扫描用的IR顺序。由此，如图3(A)所示那样的、与ECG信号的R波同步而以不同的TI进行数据收集的IR顺序，被设定为预扫描用的摄像条件。
然后，摄像条件设定部40将包含IR顺序的预扫描用的摄像条件输出到顺序控制器31。于是，顺序控制器31根据摄像条件使倾斜磁场电源27、发送器29及接收器30驱动，由此在设置了被检体P的摄像区域形成倾斜磁场，并且从RF线圈24产生RF信号。
因此，由于被检体P内部的核磁共振而产生的MR信号，由RF线圈24接收而赋予接收器30。接收器30从RF线圈24接受MR信号，而生成数字数据的MR信号即原始数据。接收器30将生成的MR数据赋予顺序控制器31，顺序控制器31将MR数据输出到数据处理部41。于是，数据处理部41将MR数据作为k空间数据而配置到k空间数据存储部42所形成的k空间中。
接着，图像生成部41C对通过预扫描而收集的k空间数据进行图像重构处理，由此生成图像数据。由此，生成与多个TI相对应的多帧的图像数据。所生成的图像数据在显示装置34上显示。
接着，在步骤S2中，拟合部41A根据来自由用户操作的输入装置33的信息，在通过预扫描而收集的图像数据上设定ROI。例如，设定如图4所示那样的多个ROI。
接着，在步骤S3中，拟合部41A对每个ROI计算与充分进行了T1恢复的TI相对应的复数绝对值图像信号的相位
Figure BDA0000121882800000141
能够通过判定是否超过如图5所示那样设定的阈值Th的判定处理，来进行图像信号是否充分进行了T1恢复的判定。
接着，在步骤S4中，拟合部41A使用计算的相位
Figure BDA0000121882800000142
对与所有TI相对应的复数绝对值图像信号的相位进行校正。
接着，在步骤S5中，拟合部41A判定相位校正后的各复数绝对值图像信号的实部的极性是否为负值，并如图5所示那样，将判定为极性为负值的复数绝对值图像信号的极性向负校正而使其反转。
接着，在步骤S6中，拟合部41A进行使用了极性校正后的离散的与多个TI相对应的图像信号的、基于最小二乗法的曲线拟合，由此计算出如图5所示那样的图像信号恢复曲线Icurve的公式。
接着，在步骤S7中，拟合部41A计算出图像信号恢复曲线Icurve的公式的值成为零时的TIopt。由此，对每个ROI得到TIopt。因此，拟合部41A将ROI之间的TIopt的平均值或最长的TIopt决定为成像用的TIopt。
接着，在步骤S8中，物质特定信息取得部41B使在曲线拟合中得到的T1的值、TIopt的值及图像信号恢复曲线Icurve的形状显示在显示装置34上。此外，在用户通过输入装置33的操作而输入了新的ROI的指定信息的情况下，物质特定信息取得部41B通过对于新设定的ROI的图像数据的曲线拟合，而求出T1的值、TIopt的值及图像信号恢复曲线Icurve的形状。
然后，物质特定信息取得部41B使T1的值、TIopt的值以及图像信号恢复曲线Icurve的形状等依存于T1值的信息、以及根据依存于T1值的信息而推测的物质的推测信息或特定信息，显示在显示装置34上。因此，用户能够推测ROI内的主要成分。此外，用户能够确认作为拟合部41A的解析计算的结果而计算出的TIopt的计算值。而且，能够根据需要进行ROI的重新设定及TIopt的重新计算。
接着，在步骤S9中，磁共振成像装置20的用于进行成像的构成要素，以为了成像用而计算出的TIopt来进行基于IR法的成像。具体而言，通过IR顺序设定部40B，如图3(B)所示那样的、与ECG信号的R波同步而以TIopt进行数据收集的IR顺序，被设定为成像扫描用的摄像条件。然后，以与预扫描同样的流程来执行成像扫描。
然后，图像生成部41C对通过成像扫描而收集的k空间数据进行图像重构处理及需要的图像处理，由此生成诊断图像数据。由此，生成与最佳的TIopt相对应的诊断图像数据。所生成的诊断图像数据显示于显示装置34。
在诊断图像为心脏的延迟造影图像的情况下，以设定为来自正常的心肌组织的信号被抑制的适当的TIopt来进行IR成像，因此如果存在梗塞部位，则会被清楚地描绘为高信号部。因此，用户能够容易地掌握梗塞部位的有无以及位置。
即，以上所述的磁共振成像装置20为，在IR法中改变TI来收集图像数据，将通过每个TI的图像信号的曲线拟合而得到的信号恢复曲线的值成为零时的TI，作为摄像条件，而执行成像扫描。
因此，根据磁共振成像装置20，在延迟造影成像等的IR成像中，能够容易且正确地求出更适当的TI。结果，能够得到更高画质的图像数据。尤其是，在磁共振成像装置20中，根据连续的信号恢复曲线的公式来解析地决定TI。因此，与通过目视来判断绝对值图像的以往的TI决定法相比，能够抑制图像信号的最小值的误识别。结果，能够抑制成像扫描的失败、预扫描的重复以及图像数据的描绘不良。
(第二实施方式)
图8是表示本发明第二实施方式的磁共振成像装置的成像的流程的流程图。
在第二实施方式的磁共振成像装置中，与第一实施方式的磁共振成像装置20的不同点为：通过在预扫描之前设定ROI，由此能够连续地执行预扫描和成像扫描；使用MR信号或图像信号的实部信号来进行曲线拟合；以及各构成要素的详细功能。第二实施方式的磁共振成像装置的其他构成及功能，与第一实施方式的磁共振成像装置20相同。因此，仅图示流程图，对于与第一实施方式相同的磁共振成像装置的构成要素及流程图的步骤，赋予相同符号而省略说明。
即，第二实施方式的磁共振成像装置的成像用的构成要素，连续地进行成像以及与多个TI相对应的多个图像数据或多个MR信号的收集。
为此，在步骤S10中，通过与成像扫描相同的流程，收集ROI的设定用的定位图像数据。然后，所收集的定位图像显示在显示装置34上。
接着，在步骤S2中，由摄像条件设定部40执行通过了定位图像的ROI的设定。所设定的ROI是用于收集曲线拟合用的数据的区域。因此，如果心脏截面的形态图像被显示为定位图像，则通过输入装置33的操作在心肌组织上设定单个或多个ROI。
接着，在步骤S1中，执行改变TI来收集多帧量的图像数据的IR预扫描。其中，已经设定有曲线拟合用的数据的收集用的ROI。因此，也可以代替图像数据的生成用的MR信号，而从ROI收集MR信号。在该情况下，通过ROI内的局部激励来收集MR信号。
接着，在步骤S3中，通过拟合部41A对每个ROI计算T1充分恢复之后的图像信号或MR信号的相位
Figure BDA0000121882800000171
但是，在此，不是复数绝对值图像信号，而是计算具有实部及虚部的复数图像信号或复数MR信号的相位
Figure BDA0000121882800000172
接着，在步骤S4中，拟合部41A使用计算的相位
Figure BDA0000121882800000173
对与所有TI相对应的ROI内的复数图像信号或通过局部激励而收集的复数MR信号的相位进行校正。该相位校正的结果，得到虚部信号为零、仅具有实部信号值的图像信号或MR信号。
接着，在步骤S11中，拟合部41A进行使用了相位校正后的图像信号的实部信号或局部激励MR信号的实部信号的、基于最小二乗法的曲线拟合。由此，计算出表示心肌部分等的T1缓和的图像信号或MR信号的恢复曲线的公式。
接着，在步骤S7中，拟合部41A将图像信号或MR信号的恢复曲线的公式的值成为零时的TI，计算为成像用的TI。此外，根据需要，在步骤S8中，物质特定信息取得部41B使在曲线拟合中得到的T1及根据TI的值等推测的物质的推测信息或特定信息显示在显示装置34上。
接着，在步骤S12中，摄像条件设定部40对顺序控制器31进行控制，以便在由于IR预扫描而反转了的纵向磁化充分恢复了的定时自动地开始成像扫描。因此，在到纵向磁化充分恢复为止的期间较长的情况下，磁共振成像装置成为待机状态。
在一般的基于IR法的数据收集的情况下，在数据收集之前施加数次IR脉冲，以便在ECG信号的R波期间的时间中、反转了的纵向磁化恢复到规定的纵向磁化。即，通过被称作空打的不伴随MR信号收集的IR脉冲的施加，能够事先对成为R波等的基准的定时的纵向磁化的恢复量进行调整。即使在IR预扫描中，通过进行空打，也能够对R波期间的纵向磁化的恢复量进行调整。
因此，摄像条件设定部40，为了开始成像扫描而在预计纵向磁化充分恢复的定时，将成像顺序的执行指示信息输出到顺序控制器31。例如能够根据IR预扫描中的从IR脉冲的施加定时起的经过时间和T1值，来进行该定时控制。
或者，作为在成像数据的收集时、用于使纵向磁化恢复为适当值的其他定时控制法，能够举出将IR预扫描的TR和成像扫描的TR设定为相同的方法。即，当将ECG信号的R波的间隔表现为RR时，如果IR预扫描的TR为1RR、则将成像扫描的TR也设定为1RR，如果IR预扫描的TR为2RR、则将成像扫描的TR也设定为2RR，由此能够在IR预扫描的执行时和成像扫描的执行时之间，使纵向磁化的恢复量充分。
在该情况下，通过从输入装置33向摄像条件设定部40输入IR预扫描用的TR及成像扫描用的TR，由此能够将IR预扫描的TR和成像扫描的TR设定为相同。或者，也可以为，在IR预扫描用的TR及成像扫描用的TR的一方从输入装置33输入到摄像条件设定部40的情况下，摄像条件设定部40将另一方的TR自动地设定为相同的TR。
当将IR预扫描及成像扫描的TR设定为1RR或2RR时，在步骤S7的TI的计算被高速地处理的情况下，以将紧接IR预扫描之后的R波作为触发而执行成像扫描的方式进行定时控制。即，在IR预扫描的执行后纵向磁化不会过度地恢复，所以能够接着执行成像扫描。
另一方面，在TI的计算需要时间的情况下，以将从IR预扫描起经过了一定时间之后的R波作为触发而执行成像扫描的方式进行定时控制。在该情况下，为了在IR预扫描的执行后纵向磁化不会过度地恢复，而在成像扫描的执行前也执行上述的空打，并且使IR预扫描及成像扫描的TR相同，由此能够使数据收集时的纵向磁化充分。即，能够根据TI的计算时间等条件在成像扫描的执行前进行空打。由此，能够使成像扫描的执行时的纵向磁化的条件良好。
当纵向磁化充分恢复时，在步骤S9中，自动地开始成像扫描。即，摄像条件设定部40，将包含为了成像用而计算的TI的摄像条件以及成像扫描的开始指示信息，作为控制信息输出到顺序控制器31。由此，执行基于适当的TI的IR法的成像扫描，进行MR信号的收集及MR图像数据的生成。
根据这种第二实施方式的磁共振成像装置，能够连续地进行IR预扫描和成像扫描。因此，能够实现摄像时间的缩短以及用户的操作的削减。
此外，通过进行局部激励，由此数据处理部41不限于图像数据，通过对与多个TI相对应的多个MR信号进行解析，也能够计算出成像用的TI。即，拟合部41A能够将通过使用了与多个TI相对应的多个图像数据或多个MR信号的曲线拟合而得到的曲线的值成为零时的TI，计算为成像用的TI。
并且，拟合部41A能够代替绝对值图像信号，而使用与多个TI相对应的相位校正后的多个图像数据的实部信号或通过局部激励而收集的与多个TI相对应的相位校正后的多个MR信号的实部信号，进行曲线拟合。由此，不需要图5或图7的步骤S5所示那样的极性的反转处理。
另外，在第一实施方式中，也能够代替绝对值图像信号，而进行使用了相位校正后的复数图像信号的实部的曲线拟合。在该情况下，在第一实施方式中也不需要极性的反转处理。相反，在进行图5、图6所示那样的基于绝对值图像信号的曲线拟合的第一实施方式中，也能够在IR预扫描后自动地连续实施成像扫描。
(其他实施方式)
以上，对特定的实施方式进行了记载，但所记载的实施方式只不过是一个例子，不限定发明的范围。此处所记载的新的方法及装置，能够通过各种其他方式来实现。此外，在此处所记载的方法及装置的方式中，在不脱离发明主旨的范围内，能够进行各种省略、置换及变更。所附加的请求的范围及其均等范围包含于发明的范围及主旨内，包含那样的各种方式及变形例。

Claims (11)

1.一种磁共振成像装置，具备：
计算单元，通过对与反转恢复法的不同的多个反转时间相对应的被检体的多个图像数据或多个磁共振信号进行解析，由此计算成像用的反转时间；以及
成像单元，以为了上述成像用而计算出的上述反转时间、进行基于上述反转恢复法的上述成像。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
上述计算单元构成为，将通过使用了与上述多个反转时间相对应的上述多个图像数据或上述多个磁共振信号的曲线拟合而得到的曲线的值成为零时的反转时间，计算为上述成像用的反转时间。
3.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其中，
还具备物质特定单元，该物质特定单元使通过上述曲线拟合而得到的T1值、上述曲线的值成为零时的反转时间、上述曲线的形状及根据上述T1值而推测的物质信息的至少1个显示在显示装置上。
4.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
上述成像单元构成为，进行心脏的延迟造影成像或非造影的血流成像。
5.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其中，
上述计算单元构成为，计算与多个关心区域相对应的多个曲线的值分别成为零时的多个反转时间，将与上述多个关心区域相对应的上述多个反转时间中最长的反转时间作为上述成像用的反转时间。
6.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其中，
上述成像单元构成为，连续地进行上述成像以及与上述多个反转时间相对应的上述多个图像数据或上述多个磁共振信号的收集。
7.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其中，
上述计算单元构成为，使用与上述多个反转时间相对应的相位校正后的多个图像数据的实部信号或者通过局部激励而收集的与上述多个反转时间相对应的相位校正后的多个磁共振信号的实部信号，进行上述曲线拟合。
8.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其中，
上述计算单元构成为，对与上述多个反转时间相对应的多个绝对值图像信号进行相位校正，使用上述相位校正后的多个绝对值图像信号的极性校正后的多个图像信号，进行上述曲线拟合。
9.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其中，
上述计算单元构成为，通过使用了第一多个图像信号的曲线拟合而求出第一曲线，另一方面，通过使用了第二多个图像信号的曲线拟合而求出第二曲线，并采用曲线拟合的近似程度最良好的曲线；使与比对应于多个绝对值图像信号的最小值的反转时间短的反转时间相对应的绝对值图像信号的极性反转，而得到该第一多个图像信号，该多个绝对值图像信号与上述多个反转时间相对应；使与上述最小值相对应的绝对值图像信号的极性以及与比对应于上述最小值的反转时间短的反转时间相对应的绝对值图像信号的各极性反转，而得到该第二多个图像信号。
10.一种磁共振成像装置，具备：
计算单元，计算通过曲线拟合而得到的曲线的公式，该曲线拟合使用了与反转恢复法的不同的多个反转时间相对应的多个图像数据或多个磁共振信号；以及
物质特定单元，使通过上述曲线拟合而得到的T1值、上述曲线的值成为零时的反转时间、上述曲线的形状及根据上述T1值而推测的物质信息的至少1个显示在显示装置上。
11.一种磁共振成像方法，具有：
通过对与反转恢复法的不同的多个反转时间相对应的被检体的多个图像数据或多个磁共振信号进行解析，由此计算成像用的反转时间的步骤；以及
以为了上述成像用而计算出的上述反转时间、进行基于上述反转恢复法的上述成像的步骤。
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