CN103260510B - 磁共振成像装置以及对比度增强图像取得方法 - Google Patents

磁共振成像装置以及对比度增强图像取得方法 Download PDF

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Abstract

为了提供即使作为RF前脉冲而使用SPEC-IR脉冲，也能够取得缩短摄像时间的同时增强了不同组织间的对比度的图像的MRI装置及图像对比度增强法，针对包括具有第一共振频率的第一组织、和具有第二共振频率的第二组织而成的被检体，使用包括RF前脉冲部和测量时序部而成的脉冲时序，从被检体测量回波信号，并针对使用回波信号而重构的被检体的图像，基于该图像的相位信息，实施将任一个组织相对另一个组织而增强的对比度增强处理，从而取得对比度增强图像，其中，所述RF前脉冲部包括具有第一共振频率而将第一组织的纵磁化向负方向激励的RF前脉冲，所述测量时序部在被该RF前脉冲激励的纵磁化恢复到零以上之前测量回波信号。

Description

磁共振成像装置以及对比度增强图像取得方法
技术领域
本发明涉及在利用核磁共振(以下，称为“NMR”)现象进行断层像摄影(以下，称为“MRI”)时，取得在期望组织与其他的组织之间增强了对比度的图像的技术。
背景技术
利用NMR现象进行断层像摄影的MRI装置为如下装置：测量构成被检体、尤其是人体组织的原子核自旋(spin)产生的NMR信号，将其头部、腹部、四肢等的形态或功能以二维或者三维方式形成图像。在摄影中，对NMR信号根据倾斜磁场而赋予不同的相位编码，并且进行频率编码，从而作为时序数据而被测量。对所测量的NMR信号进行二维或者三维傅里叶变换，从而重构为图像。
作为使用了上述MRI装置的取得在不同的组织间增强了对比度的图像的摄像法之一，利用如下方法：使用先行脉冲(RF前脉冲(prepulse))，基于不同的组织间的位置、T1/T2、或者化学位移(ChemicalShift)的差异，选择性地抑制期望组织的磁化(例如，专利文献1)。尤其，作为基于化学位移的差异而选择性地抑制期望组织的磁化的RF前脉冲之一，已知SPEC-IR(SPECtrallyselectedInversionRecovery)脉冲(例如，非专利文献1)。使用该SPEC-IR脉冲的方法中，使用具有期望组织的共振频率的SPEC-IR脉冲，将该期望组织的纵磁化进行180°翻转(激励)之后，在通过T1缓冲将180°翻转的纵磁化恢复为无效(null)的时刻进行回波信号的测量。由此，获得抑制来自期望组织的回波信号、增强了期望组织与其他组织之间的对比度的图像。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：JP特开2009-10113号公报
非专利文献
非专利文献1：LauensteinTCetal；Evaluationofoptimizedinversion-recoveryfat-suppressiontechniquesforT2-weightedabdominalMRImaging：JMagnResonImaging2008：27：1448-1454
发明内容
(发明要解决的课题)
但是，由于作为RF前脉冲而使用SPEC-IR脉冲，在回波信号的测量之前将期望组织的纵磁化设为无效(null)，所以残留了在使用SPEC-IR脉冲而取得的图像中对比度增强并不充分的问题。
因此，本发明的目的是鉴于上述课题而完成的，提供一种即使作为RF前脉冲而使用SPEC-IR脉冲，也能够取得增强了不同的组织间的对比度的图像的MRI装置以及对比度增强图像取得方法。
(用于解决课题的手段)
为了达到上述目的，本发明对包括具有第一共振频率的第一组织、和具有第二共振频率的第二组织而成的被检体，使用包括RF前脉冲部和测量时序部而成的脉冲时序，从被检体测量回波信号，并针对使用回波信号而重构的被检体的图像，基于该图像的相位信息，实施将任一个组织相对另一个组织而增强的对比度增强处理，从而取得对比度增强图像，其中，所述RF前脉冲部包括具有第一共振频率而将第一组织的纵磁化向负方向激励的RF前脉冲，所述测量时序部在被该RF前脉冲激励的纵磁化恢复到零以上之前测量回波信号。
具体而言，本发明的MRI装置包括：测量控制部，从包括具有第一共振频率的第一组织、和具有第二共振频率的第二组织而成的被检体，基于预定的脉冲时序而控制回波信号的测量；以及运算处理部，使用回波信号，重构被检体的图像，该MRI装置的特征在于，脉冲时序包括RF前脉冲部和测量时序部而成，RF前脉冲部包括具有第一共振频率而将第一组织的纵磁化向负方向激励的RF前脉冲，测量时序部在被该RF前脉冲激励的纵磁化恢复到零以上之前测量回波信号，运算处理部针对使用通过测量时序部测量到的回波信号而重构的图像，基于该图像的相位信息，实施将任一个组织相对另一个组织而加权的对比度增强处理，从而取得对比度增强图像。
此外，本发明的对比度增强图像取得方法包括：RF前脉冲步骤，将具有第一共振频率而将第一组织的纵磁化向负方向激励的RF前脉冲施加到被检体；测量步骤，在被RF前脉冲激励的第一组织的纵磁化成为零以上之前，从被检体测量回波信号；图像重构步骤，使用回波信号，重构被检体的图像；相位图像计算步骤，从被重构的图像中求出相位图像；以及对比度增强处理步骤，基于相位图像，针对被重构的图像实施将任一个组织相对另一个组织而加权的对比度增强处理。
(发明效果)
根据本发明的MRI装置以及图像对比度增强法，即使作为RF前脉冲而使用SPEC-IR脉冲，也能够取得缩短摄像时间的同时增强了不同组织间的对比度的图像。
附图说明
图1是表示本发明的MRI装置的一实施例的整体构成的框图。
图2中，图2(a)是在作为RF前脉冲而使用了SPEC-IR脉冲(201)的脉冲时序内表示RF脉冲(RF)的施加定时和回波信号(signal)的产生定时、且与该脉冲时序的各定时对应地分别表示水和脂肪的磁化动作的图。另外，图2(b)表示通过图2(a)的脉冲时序获得的绝对值图像和相位图像。
图3中，图3(a)是在作为RF前脉冲而使用了SPEC-IR脉冲(201)的脉冲时序内表示RF脉冲(RF)的施加定时和回波信号(signal)的产生定时、且与该脉冲时序的各定时对应地分别表示水和脂肪的磁化动作的图。另外，图3(b)表示通过图3(a)的脉冲时序获得的绝对值图像和相位图像。
图4是表示聚相(rephase)倾斜磁场脉冲的一例的图。图4(a)表示一次聚相倾斜磁场波形的一例，图4(b)表示二次聚相倾斜磁场波形的一例。
图5是表示本发明的脉冲时序的一例的时序图。图5(a)表示主扫描(Main-Scan)时序的一例。图5(b)表示预扫描时序的一例。
图6是表示本发明的运算处理部114所具备的各功能的功能框图。
图7是表示示出发明的处理流程的流程图。
图8是表示在作为被检体而设置成在中心配置水、在其周围配置了脂肪层的两层球模型的情况下，通过图7所示的处理流程的各步骤的实施而获得的结果的一例的图。
具体实施方式
以下，根据附图详细说明本发明的MRI装置的优选实施例。另外，在用于说明发明的实施例的全部图中，对于具有同一功能的部分赋予同一符号，省略其重复的说明。
最初，基于图1说明本发明的MRI装置。图1是表示本发明的MRI装置的一实施例的整体构成的框图。
该MRI装置是利用NMR现象而获得被检体101的断层图像的装置，如图1所示，构成为包括：静磁场产生磁铁102、倾斜磁场线圈103以及倾斜磁场电源109、RF发送线圈104以及RF发送部110、RF接收线圈105以及信号检测部106、信号处理部107、测量控制部111、整体控制部108、显示/操作部113、使搭载被检体101的顶板在静磁场产生磁铁102的内部出入的床112。
若是垂直磁场方式，则静磁场产生磁铁102沿着与被检体101的体轴正交的方向产生均匀的静磁场，若是水平磁场方式，则静磁场产生磁铁102沿着体轴方向产生均匀的静磁场的磁铁，围绕被检体101而配置了永磁铁方式、常导电方式或者超导电方式的静磁场产生源。
倾斜磁场线圈103是沿着作为MRI装置的实际空间坐标系(静止坐标系)的X、Y、Z这3个轴方向卷绕的线圈，各个倾斜磁场线圈连接到驱动它们的倾斜磁场电源109上，从而向它们提供电流。具体而言，分别根据来自后述的测量控制部111的命令而驱动各倾斜磁场线圈的倾斜磁场电源109，从而向各个倾斜磁场线圈提供电流。由此，在X、Y、Z这3个轴方向产生倾斜磁场Gx、Gy、Gz。
在拍摄二维片层面时，在与片层面(摄像断面)正交的方向上施加片层倾斜磁场脉冲(Gs)来设定相对于被检体101的片层面，在与该片层面正交且相互正交的剩下的两个方向上施加相位编码倾斜磁场脉冲(Gp)和频率编码(读出)倾斜磁场脉冲(Gf)，从而对NMR信号(回波信号)进行各个方向的位置信息的编码。
RF发送线圈104是对被检体101照射RF脉冲的线圈，与RF发送部110相连而被提供高频脉冲电流。由此，在构成被检体101的生物体组织的原子的自旋中感应NMR现象。具体而言，根据来自后述的测量控制部111的命令来驱动RF发送部110，高频脉冲被进行振幅调制且放大之后提供给靠近被检体101而配置的RF发送线圈104，从而RF脉冲照射被检体101。
RF接收线圈105是接收通过构成被检体101的生物体组织的自旋的NMR现象而释放出的回波信号的线圈，与信号检测部106相连，从而将接收到的回波信号传送到信号检测部106。
信号检测部106进行通过RF接收线圈105而接收到的回波信号的检测处理。具体而言，根据来自后述的测量控制部111的命令，信号检测部106对接收到的回波信号进行放大，通过正交相位检波而分割为正交的两个系统的信号，分别进行规定数(例如，128、256、512等)采样，对各采样信号进行A/D变换而变换为数字量，并发送到后述的信号处理部107。因此，作为由规定数的采样数据构成的时序的数字数据(以下，称为回波数据)而获得回波信号。
信号处理部107对回波数据进行各种处理，并将处理之后的回波数据发送到测量控制部111。
测量控制部111是将用于收集被检体101的断层图像的重构所需的回波数据的各种命令主要发送到倾斜磁场电源109、RF发送部110、信号检测部106并控制它们的控制部。具体而言，测量控制部111在后述的整体控制部108的控制下工作，基于某一预定的时序来控制倾斜磁场电源109、RF发送部110以及信号检测部106，从而反复执行对被检体101的RF脉冲的照射以及倾斜磁场脉冲的施加、和来自被检体101的回波信号的检测，控制关于被检体101的摄像区域的图像重构所需的回波数据的收集。在反复进行时，若是二维摄像则改变相位编码倾斜磁场的施加量来进行，而若是三维摄像则还改变片层编码倾斜磁场的施加量来进行。相位编码的数目通常每张图像选择128、256、512等值，片层编码的数目通常选择16、32、64等值。通过这些控制，将来自信号处理部107的回波数据输出到整体控制部108。
整体控制部108进行测量控制部111的控制、以及各种数据处理和处理结果的显示以及保存等控制，包括在内部具有CPU以及存储器的运算处理部114、光盘、磁盘等存储部115而构成。具体而言，控制测量控制部111来使其执行回波数据的收集，若输入来自测量控制部111的回波数据，则运算处理部114基于施加到该回波数据的编码信息，存储在与存储器内的k空间相当的区域中。以下，将回波数据配置在k空间这样的记载意味着，将回波数据存储在与存储器内的k空间相当的区域。此外，将存储在与存储器内的k空间相当的区域中的回波数据组也称为k空间数据。并且，运算处理部114对该k空间数据执行信号处理或基于傅里叶变换的图像重构等处理，并将作为其结果的被检体101的图像显示在后述的显示/操作部113中的同时记录在存储部115中。
显示/操作部113由显示被重构的被检体101的图像的显示部、以及输入MRI装置的各种控制信息和在上述整体控制部108中进行的处理的控制信息的轨迹球或鼠标及键盘等操作部而成。靠近显示部而配置该操作部，操作者一边看着显示部一边经由操作部交互地(Interactive)控制MRI装置的各种处理。
对于当前MRI装置的摄像对象核种而言，作为在临床上普及的是被检体的主要的构成物质、即氢原子核(质子)。通过将与质子密度的空间分布或激励状态的缓冲时间的空间分布有关的信息形成图像，从而以二维或者三维方式拍摄人体头部、腹部、四肢等的形态或者功能。
(本发明的磁化和其相位的说明)
接着，使用成为本发明的基础的RF前脉冲，说明对不同组织的横磁化设定相位差的原理。另外，在以后的说明中，关于纵磁化的方向，将被翻转(激励)之前的纵磁化方向设为正方向，将其相反方向设为负方向。在该方向设定中，被翻转之前的纵磁化是朝向正方向的最大状态，在被翻转大于90°之后，成为朝向负方向的状态。并且，纵磁化被翻转而生成的横磁化的方向成为垂直于该纵磁化方向的方向。
本发明对包括具有第一共振频率的第一组织和具有第二共振频率的第二组织而成的被检体，使用包括RF前脉冲部和测量时序部而成的脉冲时序，从被检体测量回波信号，所述RF前脉冲部包括具有第一共振频率而将第一组织的纵磁化向负方向翻转(激励)的RF前脉冲，所述测量时序部在被该RF前脉冲激励的纵磁化恢复零以上之前测量回波信号。为了将纵磁化向负方向激励，将纵磁化翻转大于90°且180°以下即可，所以RF前脉冲将第一组织的纵磁化激励为大于90°且180°以下。优选地，RF前脉冲只将第一组织的纵磁化激励为大于90°且180°以下。另一方面，测量时序部具有一同激励第一组织和第二组织的磁化的RF脉冲。
在以后的本发明的说明中，说明如下的情况。
-将第一组织设为脂肪组织，将第二组织设为脂肪组织以外的富含水的组织(以下，称为水组织)，
-作为RF前脉冲而使用将频率(第一共振频率)设定成仅使脂肪组织(第一组织)的磁化翻转的SPEC-IR脉冲，
-获得抑制脂肪组织的信号、将水组织(第二组织)的信号相对脂肪组织而增强了的对比度增强图像。但是，相反地，也可以如下。
-将第一组织设为水组织，将第二组织设为脂肪组织，
-作为RF前脉冲而使用将频率(第一共振频率)设定成仅使水组织(第一组织)的磁化翻转的SPEC-IR脉冲，
-获得抑制水组织的信号、将脂肪组织(第二组织)的信号相对水组织增强了的对比度增强图像。
已知脂肪的共振频率(第一共振频率)与水的共振频率(第二共振频率)相差3.4ppm，只具有一个组织的共振频率的RF脉冲不会使另一个组织的纵磁化翻转。即，只具有脂肪的共振频率的SPEC-IR脉冲仅使脂肪组织的磁化翻转。
另外，本发明能够适用于共振频率不同的任意组织间，并不限于水和脂肪。即，本发明取得在共振频率不同的任意组织内将任一个组织相对另一个组织而进行了增强的对比度增强图像。此外，若是将期望组织的纵磁化向负方向(即大于90°且180°以下)激励的RF脉冲，则也可以将任意脉冲用作RF前脉冲。
最初，为了进行比较，使用图2说明如下动作：将前脉冲部中的SPEC-IR脉冲到用于图像用回波信号的测量中的(即，测量时序部中的)RF脉冲为止的等待时间(TI)设定得较长，从而被SPEC-IR脉冲翻转的脂肪的纵磁化从负的状态向正的状态恢复T1时的磁化动作。图2(a)是在作为RF前脉冲而使用了SPEC-IR脉冲(201)的脉冲时序内表示RF脉冲(RF)的施加定时、和回波信号(signal)的产生定时，且与该脉冲时序的各定时对应地分别表示水和脂肪的磁化动作的图。并且，图2(b)表示通过图2(a)的脉冲时序获得的绝对值图像和相位图像。图2(b)的图像是作为被检体而设置成在中心配置水、在其周围配置了脂肪层的两层球模型时的例子。
由于水的磁化不与SPEC-IR脉冲(201)的频率产生共振，所以不会因SPEC-IR脉冲(201)的施加而被翻转，从SPEC-IR脉冲(201)的施加到90°RF脉冲(202)的施加为止，纵磁化维持正(静磁场方向)的最大状态。另一方面，由于脂肪的磁化与SPEC-IR脉冲(201)的频率产生共振，所以因SPEC-IR脉冲(201)的施加而被翻转180°，成为负(反静磁场方向)的最大纵磁化状态。之后，被翻转了180°的脂肪的纵磁化随着时间的经过而经由以脂肪的T1值确定的指数函数的恢复过程，从负的最大纵磁化状态返回到原来的正的最大纵磁化状态。如图2所示，若等待时间(TI)足够长，则在90°RF脉冲(202)的施加时刻，纵磁化成为正的状态。即，在施加90°RF脉冲(202)之前，水和脂肪的纵磁化都成为正的状态，但水的纵磁化是最大状态，脂肪的纵磁化虽是正的状态但是是小于最大的状态。
在这样的水和脂肪的纵磁化状态中，通过因90°RF脉冲(202)的施加而开始的测量时序部，测量用于图像重构中的回波信号。由于在施加90°RF脉冲(202)之前，水的纵磁化是正的最大状态且脂肪的纵磁化是比正的最大状态小的状态，所以通过90°RF脉冲(202)而生成的水和脂肪的横磁化都朝向相同的方向，其相位差为零。但是，由于水的横磁化大且脂肪的横磁化小，所以来自水的回波信号强度增大且来自脂肪的回波信号强度减小。因此，在被SPEC-IR脉冲翻转而成为了负的状态的脂肪的纵磁化恢复到正的状态的程度需要长的等待时间(TI)的情况下，在重构图像中，对于水和脂肪的像素值而言，虽然会产生绝对值的差，但不会产生相位的差。因此，不得不仅在像素值的绝对值中赋予水组织和脂肪组织之间的对比度，还有可能存在对比度增强不充分的情况。在图2(b)所示的绝对值图像中，由于水组织的纵磁化是正的最大状态且脂肪组织的纵磁化是比正的最大状态小的状态，所以可以理解虽然水组织和脂肪组织之间的信号强度不同但对比度并不充分的情况。另一方面，在相位图像中，由于水组织和脂肪组织的相位差为零，所以可以理解为成了相同的相位值。
因此，在本发明中，前脉冲部后续的测量时序部在被前脉冲部的RF前脉冲翻转(激励)的纵磁化恢复到零以上之前测量回波信号。即，在施加前脉冲部的RF前脉冲之后，缩短等待时间(TI)以使在水和脂肪的横磁化之间产生相位差，从而执行测量时序部。因此，测量时序部以第一组织的横磁化的相位和第二组织的横磁化的相位不同的状态进行回波信号的测量。并且，利用该产生的相位差而对绝对值图像进行加权，从而增强水组织和脂肪组织之间的对比度。这里，短的等待时间(TI)意味着被SPEC-IR脉冲激励而成为了负的状态的脂肪的纵磁化维持负的状态的程度短的时间，优选在施加前脉冲部中的SPEC-IR脉冲之后立即开始测量时序部中的RF脉冲施加。使用图3说明将这样从SPEC-IR脉冲到用于测量图像用回波信号的RF脉冲为止的等待时间(TI)尽可能设定得短的情况下的、被SPEC-IR脉冲翻转的脂肪的纵磁化的动作。
图3(a)是在作为RF前脉冲而使用了SPEC-IR脉冲(201)的脉冲时序内表示RF脉冲(RF)的施加定时和回波信号(signal)的产生定时、且与该脉冲时序的各定时对应地分别表示水和脂肪的磁化动作的图。并且，图3(b)表示通过图3(a)的脉冲时序获得的绝对值图像和相位图像。与图2(b)相同，图3(b)的图像是作为被检体而设置成在中心配置水、在其周围配置了脂肪层的两层球模型时的例子。
通过SPEC-IR脉冲(201)的施加，只有脂肪的纵磁化被翻转180°，成为负的最大纵磁化状态。之后，隔着非常短的等待时间(TI)，施加用于测量图像用回波信号的(即，测量时序部中的)90°RF脉冲(202)。由于脂肪的纵磁化的等待时间(TI)非常短，几乎没有恢复T1的期间，在等待时间(TI)的期间维持负的状态。在这样的状态下，若施加用于测量图像用回波信号的90°RF脉冲(202)，则水和脂肪的纵磁化被分别翻转90°，但由于水的纵磁化在90°RF脉冲(202)之前是正的最大状态，所以通过90°RF脉冲(202)而变化为正的横磁化(这里，将水的横磁化方向设为正方向)。
另一方面，由于脂肪的纵磁化在90°RF脉冲(202)之前是负的状态，所以通过90°RF脉冲(202)而变化为负的横磁化(即，相对水的横磁化朝向相反方向的横磁化)。其结果，水和脂肪的横磁化的相位相差π(180°)(或者，相位的极性不同)，在根据测量到的图像用回波信号重构的复数图像中，水组织的像素值的相位和脂肪组织的像素值的相位相差π(或者，相位的极性不同)。在图3(b)所示的绝对值图像中，由于水组织的纵磁化为正的最大状态，且脂肪组织的纵磁化大致为负的最大状态，所以可以理解为成了绝对值大致相同的最大信号强度。另一方面，可以理解为在相位图像中水组织和脂肪组织的相位差是π。
因此，本发明对使用这样测量出的回波信号而重构的被检体的图像，基于该图像的相位信息，实施将任一个组织相对另一个组织而增强的对比度增强处理，从而取得对比度增强图像。具体而言，利用这样获得的复数图像中的水组织与脂肪组织的相位差，对取了复数图像的绝对值的绝对值图像进行加权。由此，与上述的仅基于像素值的绝对值的对比度增强的情况相比，能够进一步增强水组织与脂肪组织之间的对比度。即，与延长等待时间(TI)的情况相比，能够获得缩短等待时间(优选为最短)的同时进一步增强了水组织与脂肪组织间的对比度的图像。在图3(b)所示的例中，基于水组织与脂肪组织间的相位差为π的相位图像而对绝对值图像的各像素值进行加权，从而增强绝对值图像中的水组织与脂肪组织间的对比度。由此，获得与图2(b)所示的绝对值图像中的水组织与脂肪组织间的对比度相比进一步增强了对比度的图像。
(关于其他原因的相位误差的除去)
一般在复数图像中，除了通过RF前脉冲赋予的π相位差(相反相位极性)以外，还混有通过摄像而产生的相位误差，所以需要除去该相位误差。
在该相位误差中，因静磁场不均匀或化学位移等共振频率偏差，包含在图像用回波信号的测量中积累的相位误差、因对于A/D的倾斜磁场施加定时的延迟等硬件的不完整性而引起的相位误差、以及因被检体的移动而引起的相位误差。
因共振频率的偏差而引起且在时间上积累的相位误差，在基于90°RF脉冲的激励和回波时间(TE)为止的期间使用180°再收敛RF脉冲的自旋回波系统的时序中，一般公知相位误差被消除，所以能够忽略在时间上积累的相位误差，但在梯度(gradient)回波系统的时序中，由于没有180°再收敛RF脉冲，所以不能忽略在时间上积累的相位误差。因此，预先通过事先测量(预扫描；Pre-Scan)来拍摄并求出在不施加RF前脉冲时的相位图像(参考相位图像)，并从使用了RF前脉冲时的相位图像中将参考相位图像进行差分处理，从而能够除去在时间上积累的相位误差。此外，在通过预扫描而得到的参考相位图像中还包含因硬件的不完整性而引起的相位误差。即，在参考相位图像中，包含因共振频率的偏差引起并在时间上积累的相位误差、和因硬件的不完整性引起的相位误差。这两种相位误差由于空间上的相位变化缓慢，所以参考相位图像即使是低空间分解率，也会以足够的精度表示这两种相位误差。因此，对于用于取得参考相位图像的预扫描而言，测量时间短的低空间分辨率(例如，32*32矩阵左右)摄像就已足够。
此外，也可以使用连续取得回波时间(TE)不同的两个以上的回波信号的多回波时序，从而根据回波信号间的时间差和相位差来计算出频率偏差，并根据该频率偏差来计算出目标回波时间(TE)中的相位误差并将其除去。
此外，关于因血流等被检体自身的活动或者其内部的活动(匀速运动或加速运动)所引起的相位误差，将基于公知的GMN(GradientMomentNulling，梯度瞬间无效)法的一次以上的聚相倾斜磁场脉冲施加到脉冲时序，从而能够除去活动的影响。图4表示聚相倾斜磁场脉冲的一例。为了抑制匀速运动(一次)的相位误差，通过如图4(a)所示的3个倾斜磁场脉冲的结构，以恒定的强度(绝对值)各面积比为1∶-2∶1的比率的倾斜磁场脉冲波形施加到匀速运动方向上。此外，为了抑制加速运动(二次)的相位误差，通过如图4(b)所示的4个倾斜磁场脉冲的结构，以恒定的强度将面积比为1∶-3∶3∶-1的比率的倾斜磁场脉冲波形施加到加速运动方向上。
由于能够通过将如上所述那样基于预扫描的相位测量、多回波测量、一次以上的聚相倾斜磁场脉冲进行组合来除去各种相位误差，所以能够仅提取由RF前脉冲产生的、基于共振频率不同的组织间的共振频率的差异的相位差。并且，能够使用该相位差来增强图像对比度。
(本发明的脉冲时序)
接着，使用图5说明本发明的脉冲时序。图5是表示本发明的脉冲时序的一例的时序图，图5(a)表示在使用用于测量图像用回波信号的快速自旋回波(Fast-SpinEcho)时序的测量时序部(101)前面增加了施加作为RF前脉冲的SPEC-IR脉冲的前脉冲部(100)的主扫描(Main-Scan)时序第一例。图5(b)表示从图5(a)中除去前脉冲部(100)并加大测量时序部(101)中的片层/相位编码倾斜磁场脉冲的变化量来而应对低空间分辨率摄像的预扫描时序的一例。另外，在本发明的测量时序部中所使用的脉冲时序并不限于快速自旋回波时序，也可以是其他的脉冲时序。此外，本发明的RF前脉冲也并不限于SPEC-IR脉冲，也可以是能够通过RF前脉冲而将期望的磁化翻转大于90°且180°以下的所有RF脉冲。
首先，基于图5(a)说明包括前脉冲部(100)和测量时序部(101)而形成的主扫描时序的一例。
前脉冲部(100)构成为，包括SPEC-IR脉冲(501)、和干扰(spoil)倾斜磁场脉冲(503-1～503-3)。SPEC-IR脉冲(501)为RF前脉冲的一例，利用化学位移(ChemicalShift)差，仅将具有脂肪的共振频率(第一共振频率)的脂肪组织的纵磁化选择性地反转180°。在该SPEC-IR脉冲(501)之后，对片层方向(Gs)、相位编码方向(Gp)、读出方向(Gr)中的至少1个轴方向优选在3个轴方向施加干扰倾斜磁场脉冲(503-1～503-3)，从而消除被该SPEC-IR脉冲(501)激励小于180°而产生的横磁化。
测量时序部(101)基于快速自旋回波时序，进行回波信号的测量。在施加使水组织和脂肪组织的纵磁化一并翻转90°的90°脉冲(504)的同时，施加片层选择倾斜磁场脉冲(505)之后，为了补偿活动带来的影响，通过将倾斜磁场强度的比率设为1∶-1∶1、将施加时间的比率设为1∶2∶1，从而能够将面积的比率为1∶-2∶1的一次聚相倾斜磁场脉冲(506、507)施加到片层方向。接着，施加180°重新聚焦(refocus)脉冲(511-1)的同时，施加片层选择倾斜磁场脉冲(512-1)，在这前后还加入施加时间成为片层选择倾斜磁场脉冲(512-1)的1/6的片层方向的聚相倾斜磁场脉冲(509-1、513-1)。由于二次聚相在180°重新聚焦脉冲(511-1)的中心前后，横磁化感觉到的倾斜磁场极性反转，所以施加倾斜磁场脉冲的施加面积的比率成为1∶-3∶3∶-1的聚相倾斜磁场脉冲。在读出方向(Gr)上也施加二次聚相倾斜磁场脉冲(508、510、516-1)、和读出倾斜磁场脉冲(517-1)。由于在读出倾斜磁场脉冲(517-1)的中心检测回波信号的峰值，所以若将直到508、510、516-1和517-1的中心为止的倾斜磁场脉冲设为一个倾斜磁场脉冲的单元，则将施加时间设为相同、将倾斜磁场强度比设为1∶-3∶-3∶1。通过这样设置，由于在180°重新聚焦脉冲(511-1)的中心前后，横磁化感觉到的磁场反转，所以能够设为面积比率为1∶-3∶3∶-1的二次聚相倾斜磁场脉冲。
此外，在读出方向(Gr)的聚相倾斜磁场脉冲516-1的定时，对片层方向(Gs)施加片层编码倾斜磁场脉冲(514)，对相位编码方向(Gp)施加相位编码倾斜磁场脉冲(515)。并且，在施加读出倾斜磁场脉冲(517)之后，对片层方向(Gs)和相位编码方向(Gp)施加重绕(rewind)倾斜磁场脉冲(520、521)。514、515、520、521的倾斜磁场脉冲被控制为按每个180°重新聚焦脉冲而变化，从而实施各种编码。
此外，在施加读出倾斜磁场脉冲(517-1)时，通过设为A/D(518-1)，从而测量回波信号(519-1)。在读出方向(Gr)上，若施加读出倾斜磁场脉冲之后施加与516-1相同形状的聚相倾斜磁场脉冲(522-1)，将接下来的180°重新聚焦脉冲(511-2)前的517-1的右半部分与522-1、之后再次反复的516-2与517-2的左半部分的倾斜磁场作为一个倾斜磁场脉冲的单元，则1∶-3∶3∶-1的倾斜磁场面积比成立，所以反复二次聚相。
接着，基于图5(b)说明仅包括测量时序部(101)的预扫描时序。图5(b)是从图5(a)中除去了前脉冲部(100)，加大测量时序部(101)中的片层/相位编码倾斜磁场脉冲(531、532、533、534)的变化量来应对低空间分辨率摄像的预扫描时序的一例。由于，除此之外的部分与图5(a)的主扫描时序相同，所以省略详细的说明。使用通过该预扫描时序测量到的回波信号来取得相位图像，如上所述，能够概括得出由作为RF前脉冲的SPEC-IR脉冲(501)产生的、基于共振频率不同的组织间的共振频率的差异的、相位差以外的各种相位误差。
(本发明的功能处理部的说明)
接着，基于图6说明本发明的运算处理部114所具备的本发明的各运算处理功能。图6是本发明的运算处理部114所具备的各功能的功能框图。本发明的各运算处理功能包括时序执行部601、图像重构部602、相位图像运算部603、相位差图像运算部604、掩模(mask)处理部605、相位展开处理部606、对比度增强处理部607。
时序执行部601使测量控制部111执行预扫描时序和主扫描时序。
图像重构部602对通过预扫描时序和主扫描时序分别测量到的回波信号的数据(回波数据)实施傅里叶变换，从而分别重构复数图像。此外，对复数图像的各像素的绝对值进行运算而获得绝对值图像。
相位图像运算部603按复数图像的每个像素运算作为其像素值的复数相位，获得相位图像。
相位差图像运算部604将两个相位图像按每个像素进行差分运算，获得相位差图像。
掩模处理部605按输入图像的每个像素，将其像素值和预定阈值进行比较运算，将像素值变换为规定范围的值(例如，0～1的值)，从而生成掩模(mask)图像。此外，将生成的掩模图像施加到其他的图像，即进行按每个像素相乘的掩模处理，获得掩模处理后的图像。
相位展开处理部606进行在所输入的相位图像的各像素值中除去主值周围部分的相位展开处理，获得展开处理后的相位图像。
对比度增强处理部607基于相位差图像(相位信息)对绝对值图像进行加权来进行对比度增强处理。具体而言，基于相位差图像的各像素的像素值(相位差)而决定该像素的加权系数，并将决定的加权系数乘以绝对值图像的对应像素的像素值，从而对该像素值进行加权。基于该相位差图像的加权处理是对比度增强处理，对比度增强处理后的图像成为对比度增强图像。
以下，通过上述各功能部协作进行的本发明的处理流程的具体的说明，说明这些各功能部的具体的处理。
(本发明的处理流程)
接着，使用图7说明本发明的处理流程。图7是表示本发明的处理流程的流程图。本处理流程预先被作为程序而存储在存储部中，运算处理部114从存储部中读出该程序并执行，由此实施处理流程。此外，图8表示在作为被检体而设置成在中心配置水、在其周围配置了脂肪层的两层球模型时，通过图7所示的处理流程的各步骤的实施而获得的结果的一例。以下，说明各步骤的处理细节。
在步骤701中，时序执行部601使测量控制部111执行图5(b)所示的预扫描时序。测量控制部111接受该指示，执行图5(b)所示的预扫描时序来控制回波信号的测量，并将测量到的回波信号的数据(回波数据)通知给运算处理部114。图像重构部602对回波数据进行傅里叶变换来获得低空间分辨率的复数图像。然后，相位图像运算部603根据获得的复数图像，求出该低空间分辨率的相位图像(第一相位图像)(801)。如上所述，该第一相位图像概括包含由SPEC-IR脉冲(501)产生的相位差以外的各种相位误差。
在步骤702中，时序执行部601使测量控制部111执行图5(a)所示的主扫描时序。测量控制部111接受该指示，执行图5(a)所示的主扫描时序来控制回波信号的测量，并将测量到的回波信号的数据(回波数据)通知给运算处理部114。图像重构部602对回波数据进行傅里叶变换来获得复数图像及其绝对值图像(806)。然后，相位图像运算部603根据获得的复数图像，求出其相位图像(第二相位图像)(802)。
在步骤703中，相位差图像运算部604将通过步骤701获得的第一相位图像变换为与第二相位图像相同空间分辨率的相位图像之后，进行与通过步骤702获得的第二相位图像之间的差分处理(821)，获得相位差图像(803)。该相位差图像(803)被除去因共振频率的偏差而引起的相位误差、和因硬件的不完整性而引起的相位误差，成为了仅反映由SPEC-IR脉冲(501)产生的相位差的相位图像。
在步骤704中，掩模处理部605对在步骤702中获得的绝对值图像(806)的各像素的像素值(绝对值)设定阈值(例如，各像素值的绝对值内的最大值的20％)，将具有小于该阈值的像素值的像素作为背景而排除，从而生成用于仅提取绝对值图像(806)中的被检体区域的第一掩模图像(808)。具体而言，对具有小于阈值的像素值的像素分配0，对具有大于阈值的像素值的像素分配1，从而生成第一掩模图像(808)。
在步骤705中，掩模处理部605对在步骤703中获得的相位差图像(803)施加在步骤704中生成的第一掩模图像(808)，即对相位差图像(803)进行将第一掩模图像(808)按每个像素相乘的掩模处理(822)，设为从相位差图像(803)中排除背景区域并仅提取了被检体区域的相位差图像(804)。对排除的背景区域的像素值(相位值)分配预定的恒定值(例如0)。另外，由于第一掩模图像(808)的背景区域的值为0，所以若按每个像素相乘则必然为0。
在步骤706中，相位展开处理部606对在步骤705中进行过掩模处理的相位差图像(804)进行除去主值周围部分的相位展开处理。进而，通过将水的相位值设为基准相位θref，从全像素的相位值θ取与基准相位θref之间的差分(θ-θref)，即生成从相位差图像的各像素值中一样减去了基准相位的修正相位差图像。修正相位差图像是表示与水的相位值的差分相位的图像，水组织的相位成为零、脂肪组织的相位成为π。
在步骤707中，对比度增强处理部607基于在步骤706中获得的修正相位差图像的各像素的像素值(相位差)而决定该像素的加权系数，并生成表示所决定的加权系数的分布的第二掩模图像(805)。具体而言，针对在步骤706中获得的修正相位差图像的各像素的像素值设定预定的阈值(例如±π/2)，在作为像素值的相位值θ的绝对值小于其阈值的情况(即，-π/2＜θ＜+π/2)下变换为1、在除此之外的情况(即，[θ＜＝-π/2]或[+π/2＜＝θ])下变换为[0～1]的值，从而设为该像素的加权系数。例如，在较大程度上抑制信号的情况下，设为接近于0的值。通过该变换，脂肪组织(第一组织)的相位变换为[0～1]的加权系数，水组织(第二组织)的相位变换为[1]的加权系数。针对修正相位差图像的全像素同样地决定加权系数，生成表示各像素的加权系数分布的第二掩模图像(805)。该第二掩模图像(805)成为对比度增强用掩模图像。
在步骤708中，对比度增强处理部607将在步骤707中获得的第二掩模图像(805)施加到在步骤702中获得的绝对值图像(806)(823)。具体而言，通过将绝对值图像(806)和第二掩模图像(805)按每个同一像素相乘像素值彼此(823)，从而对绝对值图像(806)的各像素的像素值使用第二掩模图像(805)的像素值来进行加权处理。使用了该第二掩模图像(805)的、即基于相位差图像(803)的加权处理(823)是对比度增强处理，通过该对比度增强处理，获得对比度增强图像(810)。在对比度增强图像(810)中，成为绝对值图像(806)中的脂肪区域被抑制的图像。即，成为在绝对值图像(806)中水组织和脂肪组织之间的对比度被增强的图像。可以理解在图8所示的对比度增强图像(810)的例中，成为了脂肪组织的信号被抑制且只有水组织的亮度被增强的图像。
以上是本发明的对比度增强图像取得方法的处理流程的说明。
以上，叙述了本发明的实施例，但本发明并非限于这些。
在上述的说明中，说明了通过预扫描提取相位误差的例子，但由于在高度调整的MRI装置中相位误差少，所以也存在不需要预扫描的情况，所以省略预扫描并仅实施主扫描时本发明也成立。即，在高度调整的MRI装置中，也可以基于对相位图像802直接施加第一掩模图像808而获得的相位图像804来得到第二掩模图像805。
此外，在上述的步骤707中，按照将脂肪组织的信号相对水组织的信号进行抑制的方式决定了加权系数，但相反，也可以按照将水组织的信号相对脂肪组织的信号进行抑制的方式决定加权系数。具体而言，也可以在修正相位差图像的各像素的像素值(相位值)θ的绝对值小于阈值的情况(即，-π/2＜θ＜+π/2)下变换为[0～1]、在除此之外的情况(即，[θ＜＝-π/2]或[+π/2＜＝θ])下变换为1的值，从而设为该像素的加权系数。
如以上所说明，本发明对包括具有第一共振频率的第一组织和具有第二共振频率的第二组织而成的被检体使用包括RF前脉冲部和测量时序部而成的脉冲时序，从被检体测量回波信号，并针对使用回波信号而重构的被检体的图像，基于该图像的相位信息，实施将任一个组织相对另一个组织增强的对比度增强处理来取得对比度增强图像，其中，所述RF前脉冲部包括具有第一共振频率而将第一组织的纵磁化向负方向激励的RF前脉冲，所述测量时序部在被该RF前脉冲激励的纵磁化恢复到零以上之前测量回波信号。具体而言，本发明的MRI装置包括：针对比度增强处理部，对使用由测量时序部测量到的回波信号来重构的图像，基于该图像的相位信息，实施将任一个组织相对另一个组织增强的对比度增强处理，从而取得对比度增强图像。此外，本发明的对比度增强图像取得方法包括如下步骤：从被检体的重构图像中求出相位图像，并基于该相位图像，进行针对重构图像而实施将任一个组织相对另一个组织增强的对比度增强处理的对比度增强处理的步骤。
通过以上的结构，本发明的MRI装置以及对比度增强图像取得方法在第一组织和第二组织中设定π的相位差来获得相位差图像，并基于该相位差图像而对绝对值图像进行加权，从而与延长等待时间(TI)来仅基于信号强度差取得对比度的方法相比，能够取得第一组织和第二组织之间的对比度被进一步增强的对比度增强图像。此外，由于能够设定较短的、RF前脉冲的施加到测量时序部执行为止的等待时间(TI)，所以能够缩短摄像时间。
符号说明：
101被检体、102静磁场产生磁铁、103倾斜磁场线圈、104发送RF线圈、105RF接收线圈、106信号检测部、107信号处理部、108整体控制部、109倾斜磁场电源、110RF发送部、111测量控制部、112床、113显示/操作部、114运算处理部、115存储部。

Claims (15)

1.一种磁共振成像装置，包括：测量控制部，从包括具有第一共振频率的第一组织和具有第二共振频率的第二组织的被检体，基于预定的脉冲时序而控制回波信号的测量；以及运算处理部，使用所述回波信号来重构所述被检体的图像，
所述脉冲时序包括RF前脉冲部和测量时序部而成，所述RF前脉冲部包括具有所述第一共振频率且将所述第一组织的纵磁化向负方向激励的RF前脉冲，所述测量时序部在被该RF前脉冲激励的纵磁化恢复到零以上之前测量所述回波信号，
该磁共振成像装置的特征在于，
所述运算处理部针对使用通过所述测量时序部测量到的回波信号而重构的图像，基于该图像的相位信息，实施将任一个组织相对另一个组织而加权的对比度增强处理，从而取得对比度增强图像。
2.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述RF前脉冲只将所述第一组织的纵磁化激励为大于90°且180°以下。
3.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述测量时序部具有90°RF脉冲，从而对所述第一组织和所述第二组织的纵磁化都进行90°激励。
4.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述测量时序部在片层方向和读出方向的至少一个方向上包含基于梯度瞬间无效(GMN)法的聚相倾斜磁场脉冲。
5.如权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述测量时序部以所述第一组织的横磁化的相位与所述第二组织的横磁化的相位不同的状态进行所述回波信号的测量。
6.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述RF前脉冲部在所述RF前脉冲之后，在至少一个轴方向上施加干扰倾斜磁场脉冲。
7.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述运算处理部基于使用通过所述测量时序部测量到的回波信号而重构的图像的相位图像，决定用于实施所述对比度增强处理的每个像素的加权系数。
8.如权利要求7所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述运算处理部基于使用通过没有所述RF前脉冲部的测量时序部测量到的回波信号而重构的第一图像的相位图像、与使用通过有所述RF前脉冲部的测量时序部测量到的回波信号而重构的第二图像的相位图像之间的相位差图像，决定每个所述像素的加权系数，生成表示该加权系数的分布的用于实施所述对比度增强处理的对比度增强用掩模图像，并将该对比度增强用掩模图像按每个像素相乘到重构的所述第二图像的绝对值图像上，从而取得所述对比度增强图像。
9.如权利要求8所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述运算处理部在所述相位差图像中将所述第一组织的相位变换为0～1的值、将第二组织的相位变换为1，从而设为所述加权系数。
10.如权利要求8所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述运算处理部生成提取重构的所述第二图像的绝对值图像的各像素值大于预定的阈值的区域的掩模，并将该掩模乘以所述相位差图像，从而除去该相位差图像中的背景噪声区域的相位差。
11.如权利要求8所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述运算处理部对所述相位差图像的各像素值实施相位展开处理。
12.一种对比度增强图像取得方法，对包括具有第一共振频率的第一组织和具有第二共振频率的第二组织而成的被检体，施加具有所述第一共振频率且将所述第一组织的纵磁化向负方向激励的RF前脉冲，通过将任一个组织相对另一个组织进行增强来取得对比度增强图像，该对比度增强图像取得方法的特征在于，包括：
测量步骤，在被所述RF前脉冲激励的所述第一组织的纵磁化成为零以上之前，从所述被检体测量回波信号；
图像重构步骤，使用所述回波信号，重构所述被检体的图像；
相位图像计算步骤，基于所重构的图像，求出相位图像；以及
对比度增强处理步骤，基于所述相位图像，针对所重构的图像实施将任一个组织相对另一个组织而加权的对比度增强处理。
13.如权利要求12所述的对比度增强图像取得方法，其特征在于，
所述对比度增强处理步骤中，基于所重构的图像的相位图像，实施所述对比度增强处理。
14.如权利要求13所述的对比度增强图像取得方法，其特征在于，
所述对比度增强处理步骤中，基于通过仅使用了没有所述RF前脉冲的测量时序部的预扫描而取得的相位图像、与所重构的图像的相位图像之间的相位差图像，生成用于将任一个组织相对另一个组织而增强的对比度增强用掩模，并将该对比度增强用掩模乘以所重构的图像的绝对值图像来取得所述对比度增强图像。
15.如权利要求14所述的对比度增强图像取得方法，其特征在于，
所述对比度增强处理步骤中，在所述相位差图像中将所述第一组织的相位变换为0～1的值、将第二组织的相位变换为1，从而生成所述对比度增强用掩模。
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