CN103327891B - 磁共振成像装置及流体增强图像取得法 - Google Patents

磁共振成像装置及流体增强图像取得法 Download PDF

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Abstract

作为RF预脉冲，即使使用IR脉冲，也可无需延长摄像时间就能够取得增强了流体部与静止部之间的对比度的图像。为此，向比摄像区域更靠上游侧的区域施加RF预脉冲，在负方向上激发流体部的纵向磁化，从摄像区域测量回波信号，根据使用该回波信号重构的图像的相位信息，取得相对于静止部而言增强了流体部的对比度的图像。

Description

磁共振成像装置及流体增强图像取得法
技术领域
本发明涉及一种在利用核磁共振(以下称为“NMR”)现象进行断层像摄影(以下称为“MRI”)时，取得在期望的组织与其他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装置是如下的装置：测量产生构成被检测体尤其是人体组织的原子核自旋的NMR信号，将其头部、腹部、四肢等的形态及功能以2维或3维方式构成图像。在摄影中，向NMR信号赋予根据倾斜磁场而不同的相位编码，并且被频率编码，作为时序数据而被测出。通过进行2维或3维傅里叶变换而将所测量的NMR信号重构为图像。
作为使用上述MRI装置的、将血液或脊髓液等在被检测体内流动的流体设为与其他组织(静止组织等)不同的对比度来取得图像的摄像法之一，公知有将IR(InversionRecovery)脉冲用作前脉冲(RF预脉冲)的方法(例如专利文献1)。具体而言，向流体所通过的上游侧的区域即第1区域照射IR脉冲，将该第1区域中的流体的纵向磁化翻转(激发)180度之后，在翻转了180度的流体的纵向磁化通过T1缓和恢复并达到null状态的时间点，在经历了该IR脉冲的流体所流入的下游侧、即第2区域，进行回波信号的测量。将在该上游侧使流体的纵向磁化翻转为预定的角度的操作称为标记(1abeling)。由此，仅抑制来自流体的回波信号，在第2区域的图像(绝对值图像)中，在该流体与其他组织(静止部)之间产生像素值(绝对值)之差，从而增强对比度。
在先技术文献
专利文献
专利文献1：日本特开2009—10113号公报
非专利文献
非专利文献1：Lauenstein TC et al；Evaluation of optimized inversi on-recovery fat-suppression techniques for T2-weighted abdominal MR I maging：JMagn Reson Imaging2008：27：1448—1454
非专利文献2：J.Pauly，D.Nishimura；A K-Space Analysis of Sma ii-Tip-angle Excitation：J.Magn.Reson.，81，43—56(1989)
发明内容
发明要解决的问题
然而，为了将IR脉冲用作RF预脉冲而在回波信号的测量之前使流体的纵向磁化成为null，需要等待预时刻问(TI)，存在难以缩短摄像时间的问题。此外，在使用IR脉冲取得的图像中，存在流体与其他组织之间的对比度增强不充分的问题。
因此，本发明是鉴于上述问题而做出的，其目的在于提供一利MRI装置及流体增强图像取得法，即使作为RF预脉冲而使用IR脉冲也无需延长摄像时间，能够取得增强了流体部与静止部之间的对比度的图像。
用于解决问题的方案
为了解决上述问题，本发明向比摄像区域更靠上游侧的区域施加RF预脉冲，从而在负方向上激发流体部的纵向磁化，从摄像区域测量回波信号，基于使用该回波信号重构的图像的相位信息，取得增强了流体部与静止部之间的对比度的图像。
具体而言，本发明的一种MRI装置，包括：测量控制部，根据预定的脉冲序列，从包含流体部的被检测体的摄像区域控制回波信号的测量；和运算处理部，使用回波信号取得在流体部与静止部之间增强了对比度的图像，上述磁共振成像装置的特征在于，脉冲序列包括：RF预脉冲部，具有在负方向上激发流体部的纵向磁化来标记该流体部的RF预脉冲；和测量序列部，从该标记后的流体部流入的摄像区域测量回波信号，运算处理部根据图像的相位信息，取得增强了流体部与静止部之间的对比度的流体增强图像。
此外，本发明的一种流体增强图像取得法，包括：测量步骤，根据预定的脉冲序列，从包含流体部的被检测体的摄像区域控制回波信号的测量；和运算处理步骤，使用回波信号取得在流体部与静止部之间增强了对比度的图像，上述流体增强图像取得法的特征在于，脉冲序列包括：RF预脉冲部，具有在负方向上激发流体部的纵向磁化来标记该流体部的RF预脉冲；和测量序列部，从该标记后的流体部流入的摄像区域测量回波信号，在测量步骤中，向比摄像区域更靠上游侧的区域施加RF预脉冲，在流体部的纵向磁化恢复为零之前，执行测量序列部，在运算处理步骤中，根据图像的相位信息，取得增强了流体部与静止部之间的对比度的流体增强图像。
发明效果
根据本发明的MRI装置及流体增强图像取得法，即使作为RF预脉冲而使用IR脉冲，也可无需延长摄像时间就能够取得增强了流体部与静止部之间的对比度的图像。
附图说明
图1是表示本发明所涉及的MRI装置的一个实施例的整体结构的框图。
图2表示将直到通过IR脉冲翻转了180度的纵向磁化被T1恢复而得到null状态从而成为正方向的状态为止的长时间设为等待时间(TI)的情况，(a)图表示RF脉冲(RF)的施加时刻和回波信号(Signal)的产生时刻，结合该脉冲序列的各时刻来分别表示在第1区域中标记的流体部、和第2区域中的静止部的磁化动作。(b)图是具备水在静止部中从左侧向右侧流过U字管的流体部的模型(phantom)例。(c)图是使用(a)图的脉冲序列拍摄了(b)图所示的模型的情况下得到的绝对值图像和相位图像的例子。
图3表示缩短等待时间(TI)，在通过IR脉冲被翻转180度的纵向磁化T1恢复成null(零)状态以上之前测量回波信号的情况。(a)图表示RF脉冲(RF)的施加时刻和回波信号(Signal)的产生时刻，结合该脉冲序列的各时刻来分别表示第1区域中的流体部和第2区域中的静止部的磁化动作。(b)图表示使用(a)图的脉冲序列拍摄了图2(b)所示的模型的情况下得到的绝对值图像和相位图像的例子。
图4通过公知的GMN(Gradient Moment Nulling)法表示重相(rephase)倾斜磁场脉冲的例子。(a)图表示一次重相倾斜磁场脉冲波形的一例，(b)图表示二次重相倾斜磁场脉冲波形的一例。
图5表示实施例1中的示出脉冲序列的一例的序列图。
图6表示实施例1中的运算处理部114所具有的各功能的功能框图。
图7表示实施例1中的示出处理流程的流程图。
图8表示实施例1中的施加IR脉冲的标记区域804及其下游侧的摄像区域(FOV)803的设定例。
图9表示实施例1中的实施处理流程的各步骤而得到的结果的一例。
图10表示实施例2中的下肢部中基于各IR脉冲的标记区域的设定例。
图11表示实施例2中的Main-Scan序列的序列图。
图12表示实施例2中的实施处理流程的各步骤而得到的结果的一例。
图13表示实施例3中的仅特定了xy平面上的形状且在z方向上选择性地激发柱状区域的2维空间选择激发的例子。
图14表示实施例3中的对下肢部中的左右的动脉801分别进行空间选择标记的区域设定例。
图15表示实施例3中的RF预脉冲部的序列图。
图16表示实施例3中的实施处理流程的各步骤而得到的结果的一例。
图17表示实施例4中的下肢部中基于各IR脉冲的标记区域的设定例。
图18表示实施例4中的RF预脉冲部中的各IR脉冲的施加时刻和纵向磁化动作。
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所有附图中，对具有同一功能的部分标以同一符号，省略其重复说明。
首先，根据图1说明本发明的MRI装置。图1是表示本发明的MRI装置的一个实施例的整体结构的框图。
该MRI装置利用NMR现象获得被检测体101的断层图像，如图1所示，包括静磁场产生磁铁102、倾斜磁场线圈103及倾斜磁场电源109、RF发送线圈104及RF发送部110、RF接收线圈105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、以及使搭载被检测体101的台面出入于静磁场产生磁铁102的内部的床体112。
静磁场产生磁铁102在垂直磁场方式下，在与被检测体101的体轴正交的方向上产生均匀的静磁场，在水平磁场方式下，在体轴方向上产生均匀的静磁场，在被检测体101的周围配置有永久磁铁方式、常导方式或超导方式的静磁场产生源。
倾斜磁场线圈103是在MRI装置的实际空间坐标系(静止坐标系)、即X、Y、Z的3轴方向上被卷绕的线圈，各倾斜磁场线圈与对其进行驱动的倾斜磁场电源109连接，从而被供给电流。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，由此向各倾斜磁场线圈供给电流。由此，在X、Y、Z的3轴方向上产生倾斜磁场Gx、Gy、Gz。
在进行2维切面的摄像时，在与切面(摄像断面)正交的方向上施加切片倾斜磁场脉冲(Gs)，设定相对于被检测体101的切面，与该切面正交且在彼此正交的其余2个方向上施加相位编码倾斜磁场脉冲(Gp)和读出(read out)倾斜磁场脉冲(Gf)，在NMR信号(回波信号)上对各方向的位置信息进行编码。
RF发送线圈104是向被检测体101照射RF脉冲的线圈，与RF发送部110连接，从而被供给高频脉冲电流。由此，在构成被检测体101的生物体组织的原子的自旋上诱发NMR现象。具体而言，RF发送部110根据来自后述测量控制部111的命令被驱动，高频脉冲被实施振幅调制、放大之后供给到靠近被检测体101而配置的RF发送线圈104，从而向被检测体101照射RF脉冲。
RF接收线圈105是接收通过构成被检测体101的生物体组织的自旋的NMR现象放出的回波信号的线圈，与信号检测部106连接而向信号检测部106发送接收到的回波信号。
信号检测部106进行由RF接收线圈105接收到的回波信号的检测处理。具体而言，根据来自后述测量控制部111的命令，信号检测部106放大所接收的回波信号，通过正交相位检波而被分割为正交的两个系统的信号，并分别采样预定数量(例如128、256、512等)，对各采样信号进行A／D变换而变换成数字量，并发送到后述的信号处理部107。因此，回波信号是作为由预定数量的采样数据构成的时间序列的数字数据(以下称为回波数据)而得到的。
信号处理部107对回波数据进行各种处理，并向测量控制部111发送处理后的回波数据。
测量控制部111是将用于收集重构被检测体101的断层图像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及信号检测部106来对它们进行控制的控制部。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，根据某预定的脉冲序列，控制倾斜磁场电源109、RF发送部110及信号检测部106，反复执行对被检测体101进行的RF脉冲的照射及倾斜磁场脉冲的施加、以及来自被检测体101的回波信号的检测，控制被检测体101的摄像区域的图像重构所需的回波数据的收集。在反复执行时，在2维摄像的情况下，改变相位编码倾斜磁场的施加量来进行，在3维摄像的情况下，还改变切片编码倾斜磁场的施加量来进行。相位编码的数量通常对每1个图像选择128、256、512等值，切片编码的数量通常选择16、32、64等值。通过这些控制，向整体控制部108输出来自信号处理部107的回波数据。
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及保存等控制，具备在内部具有CPU及存储器的运算处理部114、和光盘、磁盘等存储部115。具体而言，控制测量控制部111来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根据施加到该回波数据上的编码信息，存储在存储器内的相当于k空间的区域。以下，将回波数据配置在k空间这样记载表示将回波数据存储在存储器内的相当于k空间的区域。
此外，还将存储器内的相当于k空间的区域中所存储的回波数据组称为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及基于傅里叶变换的图像重构等处理，将其结果即被检测体101的图像显示在后述的显示／操作部113并记录在存储部115中。
显示／操作部113由显示被重构的被检测体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。靠近显示部而配置该操作部，操作者一边看显示部一边通过操作部交互地控制MRI装置的各种处理。
目前，关于MRI装置的摄像对象核素，作为临床上普及的核素是被检测体的主要构成物质、即氢原子核(质子)。通过将与质子密度的空间分布、激发态的弛豫时间的空间分布相关的信息形成图像，以2维或3维方式拍摄人体头部、腹部、四肢等的形态或功能。
(本发明所涉及的磁化及其相位的说明)
接着，说明本发明的基础即使用IR脉冲作为RF预脉冲，对不同组织的横向磁化设定相位差的原理。在本发明中，将以任意的翻转角(flip angle)使纵向磁化翻转之后设置任意的T1恢复时间的RF脉冲全部称为IR脉冲。但是，本发明的RF预脉冲并不限于IR脉冲，可以是能够将纵向磁化翻转(激发)期望的角度的所有RF脉冲。
另外，在以下的说明中，关于纵向磁化的方向，将翻转(即激发)前的纵向磁化方向设为正方向(静磁场方向)，将其相反方向设为负方向(反静磁场方向)。在该方向设定中，翻转前的纵向磁化是朝向正方向的最大状态，刚翻转大于90°之后立刻成为朝向负方向的状态。并且，翻转纵向磁化而生成的横向磁化的方向成为与该纵向磁化方向垂直的方向。
在现有技术中，如上所述，在流体的上游进行标记(1abeling)，在流体的纵向磁化恢复成null的时间点进行回波信号的测量，从而在流体与其他组织(静止部)之间产生回波信号的强度差，将该回波信号的强度差反映在图像中，以增强流体与其他静止部之间的对比度。
相对于此，在本发明中，使用RF预脉冲在流体与其他组织之间产生横向磁化的相位差，利用该相位差来增强流体与其他组织之间的对比度。另外，也可以在如现有技术那样在流体与其他组织之间产生回波信号的强度差的基础上进一步产生本发明的相位差，由此进一步增强流体与其他组织之间的对比度。
因此，在本发明中，对被检测体使用包括具备将上游侧的第1区域的纵向磁化翻转(激发)为负方向的RF预脉冲的RF预脉冲部、和被该RF预脉冲激发的纵向磁化恢复到null(零)以上之前在下游侧的第2区域测量回波信号的测量序列部的脉冲序列，从被检测体测量回波信号。为了在负方向上激发纵向磁化，只要将纵向磁化翻转为大于90度且小于270度未即可，因此RF预脉冲被设为将纵向磁化激发为α(90<α<270)度的IR脉冲。另一方面，测量序列部可以使用公知的脉冲序列。将测量序列部中的生成横向磁化的RF脉冲的翻转角设为β(0<β≤90)度，决定RF预脉冲部中的IR脉冲的翻转角α度、和测量序列部中的用于生成横向磁化的RF脉冲的翻转角β度。优选的是，α=180，β=90。
首先，用图2、3说明根据从RF预脉冲部的IR脉冲的施加到测量序列部的横向磁化生成RF脉冲(例如翻转角90度)为止的等待时间(TI)的长短，能够使横向磁化的相位改变π(即改变相位的极性)的情况。
为了进行比较，使用图2说明延长等待时间(TI)来增强对比度的情况。图2表示将直到通过IR脉冲翻转了180度的纵向磁化进行T1恢复而得到null(零)状态从而成为正方向的状态为止的长时问设为等待时问(TI)的情况。
图2(a)表示RF脉冲(RF)的施加时刻和回波信号(Signal)的产生时刻，是结合该脉冲序列的各时刻来分别表示在第1区域中标记的流体部和第2区域中的静止部的磁化动作的图。
IR脉冲201被施加在作为上游侧的第1区域，因此该第1区域中存在的流体的纵向磁化被翻转180度之后成为负方向的最大状态。即，流体的纵向磁化通过该IR脉冲201而被标记。另一方面，与第1区域不同的下游侧的第2区域的静止部未被施加IR脉冲201，因此其纵向磁化不发生变化，维持正方向的最大状态。
并且，随着时间的经过，被标记的流体按照其流速从第1区域向第2区域移动，并且其纵向磁化从负方向的最大状态向正方向的状态按指数函数进行T1恢复。并且，从RF脉冲201的施加起经过某一时间之后，流体的纵向磁化成为null状态。并且，进一步隔开时间而从RF脉冲201的施加经过等待时间(TI)之后，流体的位置移动到第2区域，其纵向磁化成为正方向的状态，但该状态小于正方向的最大状态。在该时间点，若向第2区域施加测量序列部中的用于生成横向磁化的90度RF脉冲202，则在第1区域被标记且移动到第2区域的流体在其纵向磁化维持正方向的小的状态下被再次翻转90度，成为小的横向磁化状态。另一方面，第2区域的静止部的纵向磁化从正方向的最大状态翻转90度，成为最大的横向磁化状态。其结果，横向磁化中，静止部大于流体部，但是刚激发后的横向磁化均朝向同一方向，因此横向磁化的相位成为相同的相位。
因此，在这种横向磁化状态下通过测量序列部测量的回波信号及根据该回波信号得到的重构图像中，静止部的绝对值大于流体部的绝对值，但是静止部与流体部的相位成为同相位。即，在被IR脉冲翻转而成为负的状态的流体的纵向磁化恢复到正的状态这样程度长的等待时间(TI)的情况下，在重构图像中，关于流体部与静止部的像素值，产生绝对值的差，但不产生相位的差。因此，在静止部和流体部中，只能通过绝对值的大小来给出对比度，存在对比度不充分的可能性。另外，在静止部与流体部之间仅靠信号强度成为对比度最大的等待时间(TI)是直到翻转180度而被标记的流体部的纵向磁化成为null状态为止的时问。
图2(c)表示使用图2(a)的脉冲序列拍摄图2(b)所示的模型(phantom)时得到的绝对值图像和相位图像的例子。图2(b)所示的模型具备水在静止部213中的U字管中从左侧向右侧流动的流体部214，向作为上游部的第1区域211照射IR脉冲201，向作为下游部的第2区域212照射RF脉冲202。在第1区域211中通过IR脉冲201被标记的流体向第2区域212的U字部左侧区域移动，因此，在绝对值图像中，U字部左侧区域221的信号强度减小，但在之后的U字部区域中，流体部的纵向磁化通过T1恢复而恢复成正方向的最大状态，因此成为与静止部213相同的信号强度。另一方面，由于静止部213和流体部214的横向磁化的相位成为同相位，因此在相位图像中，成为静止部213和流体部214的相位相同的图像。
另一方面，使用图3说明缩短等待时间(TI)来进行对比度增强的情况。图3表示缩短等待时间(TI)，在通过IR脉冲被翻转了180度的纵向磁化T1恢复成null状态以上之前测量回波信号的情况。在此，短的等待时间(TI)是指，通过RF预脉冲翻转了大于90度的角度后的纵向磁化维持负方向的状态而没有T1恢复成null状态以上这种程度短的时间。更详细地说，将RF预脉冲部中的激发流体部的纵向磁化来标记该流体部的IR脉冲、与测量序列部中的横向磁化生成RF脉冲之间的等待时间(TI)，设为通过该IR脉冲标记的流体部的纵向磁化维持负方向的状态的时间。
图3(a)与图2(a)相同，表示RF脉冲(RF)的施加时刻和回波信号(Signal)的产生时刻，是结合该脉冲序列的各时刻来分别表示第1区域中的流体部和第2区域中的静止部的磁化动作的图。
向作为上游侧的第1区域施加IR脉冲301，因此存在于该第1区域中的流体的纵向磁化被翻转180度而成为负方向的最大状态。即，流体的纵向磁化通过该IR脉冲301而被标记。另一方面，不同于第1区域的第2区域的静止部未被施加IR脉冲301，因此其纵向磁化不发生变化，维持正方向的最大状态。
并且，随着时问的经过，被标记的流体部按照其流速从第1区域向第2区域移动，并且其纵向磁化从负方向的最大状态按指数函数进行T1恢复。并且，流体部的纵向磁化维持负方向的状态，不会T1恢复为null以上，并且，在第1区域被标记的流体过渡到第2区域这样短的等待时间(TI)之后，测量序列部中的用于生成横向磁化的90度RF脉冲302被施加到第2区域。
其结果，第2区域的静止部的纵向磁化从正方向的最大状态翻转90度，成为正方向(在此将静止部的横向磁化方向设为正方向)最大的横向磁化状态。另一方面，在第1区域被标记且移动到第2区域的流体部在其纵向磁化维持负方向大的状态下被再次翻转90度，成为大的负方向的横向磁化状态。即，在短的等待时间(TI)后的90度RF脉冲302刚刚之后，在静止部与流体部中，横向磁化的大小没有大差异，但横向磁化的方向彼此朝向相反方向，因此横向磁化的相位相差π(或相位的极性不同)。因此，在从这种横向磁化状态得到的回波信号及从该回波信号得到的重构图像中，在静止部和流体部中绝对值没有大差异，但相位相差π(或相位极性不同)。
图3(b)表示使用图3(a)的脉冲序列拍摄图2(b)所示的模型时得到的绝对值图像和相位图像的例子。向作为上游部的第1区域211照射IR脉冲301，向作为下游部的第2区域212照射RF脉冲302。在第1区域211中通过IR脉冲301被标记的流体向第2区域212的U字部左侧区域移动，但是由于等待时间(TI)短，因此在绝对值图像321中，包括U字部左侧区域在内，静止部213与流体部214的信号强度差小。另一方面，静止部213的横向磁化的相位与在第1区域211中通过IR脉冲301被标记的流体的横向磁化的相位成为相反相位(即相差π)，因此在相位图像322中，成为静止部213的相位与流体部214的U字部左侧区域325的相位相差较大(即相差π)的图像。
因此，进行根据相位图像322的对应的像素值(即相位值)对绝对值图像321的各像素值进行加权的运算处理，从而在运算处理后的图像323中，能够得到将在第1区域211通过IR脉冲301被标记的流体所流入的U字部左侧区域326相对于其他静止部及流体部增强了对比度的图像。
由此，在本发明中，对于使用缩短由IR脉冲标记流体部之后的等待时间(TI)而测量到的回波信号来重构的被检测体的图像，根据该图像的相位信息，实施将所标记的流体部相对于其他静止部进行增强的对比度增强处理，取得对比度增强图像。具体而言，利用重构后的被检测体的复数图像中的标记后的流体部与其他静止部之间的相位差，对取了复数图像的绝对值的绝对值图像进行加权。由此，与延长等待时间(TI)而仅通过像素值的绝对值增强对比度的情况相比，可缩短摄像时间且进一步增强标记后的流体部与其他静止部之间的对比度。
(关于其他要因的相位误差的去除)
一般情况下，在复数图像中，除了通过RF预脉冲后的短的等待时间(TI)附加的相位差π(相反的相位极性)以外，还混入有因摄像而产生的相位误差，因此需要去除该相位误差。
在该相位误差中包含由于静磁场不均匀、化学位移等共振频率偏移而在图像用回波信号的测量中所蓄积的相位误差、倾斜磁场施加时刻相对于A／D的延迟等硬件的不完整性所引起的相位误差、以及被检测体的移动所引起的相位误差。
共振频率的偏移引起且在时间上蓄积的相位误差在自旋回波系的序列中是可以忽视的。这是因为，在自旋回波系的序列中，在从基于90度RF脉冲的激发到回波时间(TE)为止的期间内，使用180度再收敛RF脉冲，因此相位误差被消除，从而可以忽视在时间上蓄积的相位误差。而在梯度回波系的序列中，没有180度再收敛RF脉冲，因此无法忽视在时间上蓄积的相位误差。
因此，预先在事先测量(预扫：Pre—Scan)中拍摄并求出不施加RF预脉冲时的相位图像(参照相位图像)，从使用了RF预脉冲时的相位图像中差分处理参照相位图像而得到相位差图像，由此能够去除在时间上所蓄积的相位误差。此外，通过预扫得到的参照相位图像中还包括硬件的不完整性而引起的相位误差。
即，在参照相位图像中包含共振频率的偏移所引起的在时间上蓄积的相位误差、以及硬件的不完整性引起的相位误差，因此从相位差图像中去除这两种相位误差。另外，这两种相位误差的空问相位变化平缓，因此参照相位图像即使在低空问分辨率下也以足够的精度表示这两种相位误差。因此，用于取得参照相位图像的预扫以摄像时问短的低空间分辨率(例如32×32矩阵程度)摄像就已充分。
此外，也可以通过使用连续取得回波时间(TE)不同的2个以上的回波信号的多回波序列，根据回波信号问的时间差和相位差，计算出频率偏移，根据该频率偏移计算并去除目标回波时间(TE)中的相位误差。
此外，关于血流等被检测体本身的移动或其内部的移动(匀速运动、加速运动)引起的相位误差，通过基于公知的GMN(Gradient Moment Nulling)法的将1次以上的重相倾斜磁场脉冲添加到脉冲序列中，能够去除移动的影响。图4表示重相倾斜磁场脉冲的一例。为了抑制匀速运动(1次)引起的相位误差，通过图4(a)所示的3个倾斜磁场脉冲的结构，在匀速运动方向上施加强度(绝对值)恒定且面积比为1：-2：1的比例这样的倾斜磁场脉冲波形。此外，为了抑制加速运动(2次)所引起的相位误差，通过图4(b)所示的4个倾斜磁场脉冲的结构，向加速运动方向施加强度恒定且面积比为1：-3：3：-1的比例的倾斜磁场脉冲波形。
通过如上所述组合基于预扫描的相位测量、多次回波测量、1次以上的重相倾斜磁场脉冲，能够从相位差图像中去除各种相位误差，因此能够取得通过RF预脉冲后的短的等待时间(TI)生成的、仅提取了通过该RF预脉冲标记的流体部与其他静止部之间的横向磁化的相位差的相位差图像。并且，能够使用该相位差取得增强了所标记的流体部与其他静止部之间的对比度的图像。
实施例1
接着，说明本发明的MRI装置及流体增强图像取得法的实施例1。在本实施例中，通过RF预脉冲对流体部进行标记之后缩短等待时间(TI)来取得图像，使用该图像的相位信息，得到增强了所标记的流体部与其他静止部之间的对比度的对比度增强图像。具体而言，在所标记的流体部与静止部中使横向磁化的相位相差π来测量回波信号，根据使用测量到的回波信号来重构的图像的相位图像，决定该图像的各像素的加权系数，对绝对值图像按各像素乘以该加权系数，从而取得流体增强图像。以下，根据图5～9详细说明本实施例。
(实施例1的脉冲序列)
首先，使用图5说明本实施例的脉冲序列。图5是表示本实施例的脉冲序列的一例的序列图，RF、Gs、Gp、Gr、A／D及Signal分别表示RF脉冲、切片倾斜磁场、相位编码倾斜磁场、读出倾斜磁场、回波信号的采样期间及回波信号(在后述的其他实施例中也是相同的)。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(FSE：Fast-Spin Echo)序列的测量序列部551之前，添加了施加作为RF预脉冲的IR脉冲的RF预脉冲部550的主扫描(Main-Scan)序列的一例。图5(b)表示从图5(a)去除RF预脉冲部550，并增大测量序列部551中的切片与相位编码的各倾斜磁场脉冲的变化量，与低空间分辨率摄像对应的预扫描(Pre-Scan)序列560的一例。另外，作为本实施例的基础的脉冲序列并不限于FSE序列，也可以是其他脉冲序列。这些Main-Scan序列、Pre—Scan序列的各RF脉冲、各倾斜磁场脉冲的施加及回波信号的测量是由测量控制部111控制的。
首先，根据图5(a)说明包括RF预脉冲部550和测量序列部551的Main-Scan序列的一例。在该Main-Scan序列中，缩短从RF预脉冲部550的IR脉冲501的施加到测量序列部551的横向磁化生成用RF脉冲504为止的等待时间(TI)，由横向磁化生成用RF脉冲504生成的横向磁化的相位在由IR脉冲501标记的流体部与其他静止部中相差π。
RF预脉冲部550同时施加IR脉冲501和切片倾斜磁场脉冲502，之后施加干扰(spoil)倾斜磁场脉冲(503—1～503—3)。在IR脉冲501和切片倾斜磁场脉冲502中，期望区域的纵向磁化被选择性地反转180度。在本实施例中，作为期望区域，设为流入图像化的摄像区域(FOV)的流体的上游侧的区域。由此，能够将上游侧的区域中的流体部的纵向磁化翻转180度来进行标记。并且，在该IR脉冲501之后，在切片方向(Gs)、相位编码方向(Gp)、读出方向(Gr)中的至少1轴方向上施加干扰倾斜磁场脉冲(503—1～503—3)，而优选在3轴方向上施加干扰倾斜磁场脉冲(503—1～503—3)，使被该IR脉冲501激发成小于180度而生成的横向磁化消失。
测量序列部551根据FSE序列进行回波信号的测量。在RF预脉冲部550中比成为标记对象的上游侧的区域更靠下游侧的摄像区域(FOV)中，与将流入该摄像区域的被标记的流体部的纵向磁化和其他静止部的纵向磁化均翻转90度的90度脉冲504同时施加切片倾斜磁场脉冲505。并且，为了修正移动带来的影响，将施加强度的比例为1：-1：1、施加时间的比例为1：2：1的1次重相倾斜磁场脉冲(506、507)施加在切片方向上。接着，与180度再收敛脉冲511—1同时施加切片倾斜磁场脉冲512—1，在这前后也施加施加时间为切片倾斜磁场脉冲512—1的1／6、强度(绝对值)相同的切片方向的重相倾斜磁场脉冲(509—1、513—1)。
对于接下来的180度再收敛脉冲511—2和切片倾斜磁场(509-2、512-2、513-2)也是同样的。在180度再收敛脉冲511—1的中心前后，横向磁化感知的倾斜磁场极性反转，因此509、512—1、513的倾斜磁场脉冲的施加面积的比例为1：-3：3：-1，能够认为是2次重相倾斜磁场脉冲。在读出方向(Gr)上也施加2次重相用倾斜磁场脉冲(508、510、516—1)、和读出倾斜磁场脉冲517—1。
在读出倾斜磁场脉冲517—1的中心检测回波信号519—1的峰值，因此若将到508、510、516—1和517—1的中心为止的倾斜磁场脉冲设为1个倾斜磁场脉冲的单元，则施加成施加时间相同且倾斜磁场强度比成为1：-3：-3：1。与切片倾斜磁场同样地，横向磁化因180度再收敛脉冲511的影响而感知1：-3：3：-1的强度比，能够得到2次重相效果。
此外，在读出方向(Gr)的重相倾斜磁场脉冲516—1的时刻，在切片方向(Gs)上施加切片编码倾斜磁场脉冲514，在相位编码方向(Gp)上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，在切片方向(Gs)和相位编码方向(Gp)上施加重绕(rewind)倾斜磁场脉冲(520、521)。514、515、520、521的倾斜磁场脉冲以按每个180度再收敛脉冲发生变化的方式进行控制，从而被实施各种编码。
此外，在施加读出倾斜磁场脉冲517—1时，通过进行A／D518—1，从而测量回波信号519—1。在读出方向(Gr)上，在施加读出倾斜磁场脉冲之后施加与516—1相同形状的重相倾斜磁场脉冲522—1，若将接下来的180度再收敛脉冲511—2之前的读出倾斜磁场脉冲517—1的右半部分、重相倾斜磁场脉冲522—1及之后再次反复的重相倾斜磁场脉冲516-2、和读出倾斜磁场脉冲517-2的左半部分的倾斜磁场设为1个倾斜磁场脉冲的单元，则横向磁化感知的倾斜磁场面积比成为1：-3：3：-1，因此反复进行2次重相。
接着，根据图5(b)说明只有测量序列部551的Pre-Scan序列。图5(b)是从图5(a)中去除RF预脉冲部550、并增大测量序列部551中的切片／相位编码倾斜磁场脉冲(531、532、533、534)的变化量而与低空间分辨率摄像对应的Pre-Scan序列的一例。其他与图5(a)的Main-Scan序列相同，因此省略详细说明。使用通过该Pre—Scan序列测量的回波信号来取得相位图像，由此能够统一获得如上所述那样通过作为RF预脉冲的IR脉冲501之后的短的等待时间(TI)而生成的、被标记的流体部与其他静止部的横向磁化问的相位差以外的各种相位误差。
(摄像条件)
接着，说明本实施例的优选摄像条件。
首先说明等待时间(TI)的条件。等待时间(TI)需要根据目标的流速(Vb)和流动方向的摄像区域宽度(FOVb)来设定。具体而言，根据(1)式来设定。
TI=FOVb／Vb (1)
例如，在以FOVb=200mm且流速Vb=500mm／s程度的血流为目标的情况下，通过(1)式求得TI=400ms。目标流速(Vb)若例如预先通过Phase Contrast序列等测定流速，则能够唯一地确定TI设定。
此外，需要在通过RF预脉冲反转的流体部的纵向磁化成为null之前执行测量序列部，因此将等待时间(TI)设为其上限值(1imit TI)以下。limit TI通过流体的T1值(恒定值)和IR脉冲的翻转角φ来唯一地确定，在φ=180度的情况下最大。即，需要设为
TI<=limit TI(φ)<=limit TI(φ=180度) (2)
接着，说明流动方向的摄像区域宽度(FOVb)的条件。根据(1)式和(2)式，成为
FOVb<limit TI×Vb (3)
因此，流动方向的摄像区域宽度(FOVb)在将其上限值设为limit FOVb时需要设为
FOVb<limit FOVb=limit TI×Vb (4)
因此，在根据由操作者设定输入的流动方向的摄像区域宽度(FOVb)基于(1)式计算出的等待时间(TI)超过limit TI的情况下，向操作者进行报告使得将流动方向的摄像区域宽度(FOVb)设为limit FOVb以下。
另外，流动方向的标记区域宽度(即IR脉冲的施加宽度)只要在流动方向的摄像区域宽度(FOVb)以上即可。
此外，关于由测量序列部测量的回波数据的测量顺序，优选的是最初取得对对比度作出贡献的k空间的低频区域数据的中心顺序(centric-order)。在适用公知的区段测量法的情况下，需要在等待TI时间后流入的被标记的磁化从FOV内完全流出之前取得多个区段数据。因此，优选的是，对既是k空间的分割数也是施加RF预脉冲之后连续收集的回波数的区段数(快速自旋回波序列的情况下为回波链数(ETL：Echo Train Length))设定上限值(1imit ETL)。由式(5)表示通过ETL和180度RF脉冲的间隔即ES(Echo Space)计算出的测量序列部的最短反复时间minTR，使用标记宽度d和流速Vb由式(6)表示用于在流出之前取得数据的极限值limit max TR。
min TR=ETL*ES (5)
limit max TR=d／Vb (6)
若使用式(5)、(6)，则limit ETL可通过式(7)来计算。
Limit ETL=d／Vb／ES (7)
例如，在进行标记的IR脉冲的施加宽度d=200mm且ES=10msec的摄像条件下，且流速Vb=500mm／sec时，区段数的上限数Limit ETL数=40，将可设定的回波链数优选设为该上限数以下。在设定画面上设定摄像条件时，也可以提示Limit ETL数。
(本实施例的功能处理部的说明)
接着，根据图6说明本实施例的运算处理部114所具有的本实施例所涉及的各运算处理功能。图6是本实施例的运算处理部114所具有的各功能的功能框图。本实施例所涉及的各运算处理功能包括序列执行部601、图像重构部602、相位图像运算部603、相位差图像运算部604、掩模处理部605、相位展开处理部606、对比度增强处理部607、区域生长处理部608。另外，这些运算处理功能的结构在之后说明的其他实施例中也相同，但是在其他实施例中，一部分运算处理功能的处理内容根据实施例而有一部分不同，将在各实施例中说明不同的部分。
序列执行部601进行操作者设定输入的摄像条件的确认和修正处理，确定摄像条件，使测量控制部111执行基于所确定的摄像条件的Pre—Scan序列和Main-Scan序列。
图像重构部602对通过Pre—Scan序列和Main-Scan序列分别测量出的回波信号的数据(回波数据)实施傅里叶变换，分别重构复数图像。此外，运算复数图像的各像素值的绝对值来得到绝对值图像。
相位图像运算部603按复数图像的各像素分别运算其像素值即复数相位(偏角)，得到相位图像。
相位差图像运算部604按各像素分别对2个相位图像进行差分运算，得到相位差图像。
掩模处理部605按输入图像的各像素分别比较并运算其像素值与预定阈值，将像素值变换为预定范围的值(例如0～1的值)，制作掩模图像。此外，将所制作的掩模图像实施为其他图像，即进行按各像素相乘的掩模处理，得到掩模处理后的图像。
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去除主值周围的相位展开处理，得到展开处理后的相位图像。
对比度增强处理部607根据相位差图像所具有的相位信息，对绝对值图像实施加权运算，进行对比度增强处理。具体而言，根据相位差图像的各像素的像素值(相位差)决定该像素的加权系数，将所决定的加权系数与绝对值图像的对应的像素的像素值相乘而对该像素值进行加权。基于该相位差图像进行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。
区域生长处理部608在相位图像上将相邻像素问相位的连续性高的相位值作为同一相位来处理。例如，若在相邻像素之间相位差为预定的阈值以内，则判断为相位的连续性高，从而作为同一相位。具体而言，首先，比较由操作者手动对期望的组织设定的开始点(Seed点)的相位值和与该开始点相邻的像素的相位值之间的相位差和阈值，若相位差在阈值以内，则判定为同一相位，设为与开始点的相位值相同的同一相位值区域。并且，若与同一相位值区域相邻的像素的相位值与同一相位值区域的相位值之差在阈值以内，则设为同一相位，将该相邻像素也设为同一相位值区域。反复执行该处理，扩展同一相位值区域。
以下，通过上述各功能部协同进行的本实施例的处理流程的具体说明，说明这些功能部的具体处理。
(本发明的处理流程)
接着，使用图7说明本实施例的处理流程。图7是表示本实施例的处理流程的流程图。本处理流程预先作为程序而被存储在存储部115中，由运算处理部114从存储部115读入并执行该程序来实施本处理流程。此外，在本处理流程的说明中假设下肢部，在图8中表示上游区域即由RF预脉冲部550施加用于进行标记的IR脉冲的标记区域804及其下游侧即摄像区域(FOV)803的设定例。在这2个区域中，沿着动脉(粗的实线)801还流动着静脉(粗的虚线)802，但是在本实施例中仅将动脉801作为标记对象。并且，图9表示对图8所示的各区域实施图7所示的处理流程的各步骤而得到的结果的一例。以下，说明各步骤的处理的详细情况。
在步骤701中，序列执行部601显示图8所示的定位图像，接收血流的上游侧的标记区域804和下游侧的摄像区域803的设定输入。并且，序列执行部601结合操作者所设定输入的其他摄像条件，确认是否能够摄像，若无法摄像，则向操作者报告该情况，并且向操作者提示标记区域804和摄像区域803的位置及宽度的修正输入、有关其他摄像条件的能够摄像的条件，接收该其他摄像条件的修正输入。并且最终确定能够摄像的摄像条件，根据该确定的摄像条件，具体计算执行图5(a)所示的Main-Scan序列和图5(b)所示的Pre—Scan序列所需的各种控制数据。
在步骤702中，序列执行部601向测量控制部111通知步骤701计算出的Pre—Scan序列的各种控制数据，以执行该Pre-Scan序列。测量控制部111接收该指示，执行Pre—Scan序列来控制回波信号的测量，并向运算处理部114通知测量到的回波信号的数据(回波数据)。图像重构部602对回波数据进行傅里叶变换来获得低空问分辨率的复数图像。并且，相位图像运算部603从所得到的复数图像中求得该低空问分辨率的相位图像(第1相位图像)901。该第1相位图像901如上所述那样还包括由IR脉冲501标记的流体部与其他静止部之间的相位差以外的各种相位误差。
在步骤703中，序列执行部601向测量控制部111通知通过步骤701计算出的Main-Scan序列的各种控制数据，使该测量控制部111执行该Main-Scan序列。测量控制部111接收该指示，执行Main-Scan序列来控制回波信号的测量，并向运算处理部114通知测量到的回波信号的数据(回波数据)。图像重构部602对该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906。并且，相位图像运算部603从所得到的复数图像中求得其相位图像(第2相位图像)。
在步骤704中，相位差图像运算部604将通过步骤702得到的第1相位图像901变换为与通过步骤703得到的第2相位图像902相同空间分辨率的相位图像之后，进行与第2相位图像902之间的差分处理921，获得相位差图像903。该相位差图像903被去除共振频率的偏移引起的相位误差和硬件的不完整性引起的相位误差后，成为仅反映了因IR脉冲501后的短的等待时间(TI)产生的相位差的相位图像。
在步骤705中，掩模处理部605对通过步骤703得到的绝对值图像906的各像素的像素值(绝对值)设定阈值(例如，各像素值中的最大值的20％)，将具有小于该阈值的像素值的像素作为背景(噪声区域)而去除，从而制作出用于仅提取绝对值图像906中的被检测体区域的第1掩模图像908。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，从而制作出第1掩模图像908。
在步骤706中，掩模处理部605对通过步骤704得到的相位差图像903实施通过步骤705制作出的第1掩模图像908，即对相位差图像903进行按每个像素分别乘以第1掩模图像908的掩模处理922，从相位差图像903中去除背景区域，设为仅提取了被检测体区域的相位差图像904。对去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，第1掩模图像908的背景区域的值是0，因此若按每个像素分别相乘，则结果图像的背景区域的值必然为0。
在步骤707中，相位展开处理部606对通过步骤706进行过掩模处理的相位差图像904进行去除主值周围的相位展开处理。进一步，将静止部的相位值设为基准相位θref，从所有像素的相位值θ取得与基准相位θref之问的差分(θ-θref)，即制作出从相位差图像的各像素值同样地减去基准相位而得到的修正相位差图像。修正相位差图像是表示与静止部的相位值之间的差分相位的图像，静止部的相位为零，所标记的血流部的相位为π。
在步骤708中，区域生长处理部608对通过步骤707取得的修正相位差图像实施区域生长处理。由操作者通过手动对期望的组织设定开始点(Seed点)，将该开始点作为起点来实施区域生长处理，将能够判定为与开始点的相位值相同的相位值的像素均设为同一相位值区域。区域生长处理的结果，在修正相位差图像中同一相位值区域的各像素的相位值被置换为开始点的相位值。另外，也可以省略本步骤708的处理。
在步骤709中，对比度增强处理部607根据通过步骤707或708得到的修正相位差图像的各像素的像素值(相位差)，决定该像素的加权系数，制作出表示所决定的加权系数的分布的第2掩模图像905。具体而言，对通过步骤707得到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的绝对值小于该阈值的情况下(即-π／2<θ<+π／2)变换为1，在除此之外的情况下(即[θ≤-π／2]或[+π／2≤θ])变换为[0～1]的值，以作为该像素的加权系数。通过该变换，所标记的血流部的相位变换为[0～1](例如0.5)的加权系数，静止部的相位变换为1的加权系数。对修正相位差图像的所有像素同样地决定加权系数，制作表示各像素的加权系数分布的第2掩模图像905。该第2掩模图像905为对比度增强用掩模图像。
在步骤710中，对比度增强处理部607将通过步骤709得到的第2掩模图像(对比度增强用掩模图像)905实施于通过步骤703得到的绝对值图像906(923)上。具体而言，对于绝对值图像906和第2掩模图像905，按每个同一像素将像素值彼此相乘(923)，从而用第2掩模图像905的像素值对绝对值图像906的各像素的像素值进行加权处理。使用了该第2掩模图像905的、即基于相位差图像903的加权处理(923)就是对比度增强处理，通过该对比度增强处理获得对比度增强图像910。
在对比度增强图像910中，成为相对于静止区域而言所标记的血流(动脉)区域被抑制的图像。即，成为在绝对值图像906中所标记的血流(动脉)区域与其他静止区域之问的对比度被增强的图像。在图9所示的对比度增强图像910的例子中，可以理解为成为了所标记的血流(动脉)区域的信号被抑制、只增强了其他静止区域的亮度的图像。
以上是本实施例的对比度增强图像取得方法的处理流程的说明。
根据以上结构，在本实施例的MRI装置及流体增强图像取得法中，将从RF预脉冲的施加到测量序列执行为止的等待时间(TI)设定得较短，因此能够缩短摄像时间。此外，在所标记的血流部与其他静止部中设定π的相位差来获得相位差图像，并根据该相位差图像对绝对值图像进行加权，从而与延长等待时间并仅通过信号强度差来设置对比度的方法相比，能够取得所标记的血流部与其他静止部之间的对比度被进一步增强的图像。
此外，在前述的步骤709中，以将静止部的信号相对于血流部的信号抑制的方式决定了加权系数，但相反也可以以将静止部的信号相对于血流部的信号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的情况下(即-π／2<θ<+π／2)变换为[0～1]，除此之外的情况下(即[θ≤-π／2]或[+π／2≤θ])变换为1的值，以作为该像素的加权系数。
如上所述，在本实施例的MRI装置及流体增强图像取得法中，使用包括具有在负方向上激发流体部的纵向磁化来标记该流体部的RF预脉冲(IR脉冲)的RF预脉冲部、以及从该标记后的流体部流入的摄像区域测量出回波信号的测量序列部的脉冲序列，对比摄像区域更靠上游侧的区域施加RF预脉冲而在负方向上激发流体部的纵向磁化来进行标记，在所标记的流体部的纵向磁化恢复null之前，从摄像区域测量出回波信号，根据用该回波信号重构的图像的相位信息，取得相对于静止部而言增强了流体部的对比度的图像。其结果，即使作为RF预脉冲而使用IR脉冲，也能够缩短摄像时间，取得增强了血流部与静止部之间的对比度的图像。
实施例2
接着，说明本发明的MRI装置及流体增强图像取得法的实施例2。在本实施例中，RF预脉冲部具有翻转角不同的2个RF预脉冲，将摄影区域(FOV)夹在中间，对流体部的上游侧和下游侧的区域分别照射各RF预脉冲，从而对流动方向不同的二个流体部(例如动脉和静脉)进行不同的标记。由此，获得对比度不仅在流体部与静止部之问不同、在2个流体部之间对比度也不同的图像。2个RF预脉冲是例如翻转角不同的IR脉冲，由于翻转角不同，在流动方向不同的二个流体部之间使得对比度增强不同。以下，将RF预脉冲设为IR脉冲，将流动方向不同的两个流体部设为动脉和静脉，用图10～12详细说明本实施例。
首先，说明本实施例2的RF预脉冲部。将RF预脉冲部的2个IR脉冲中的一个IR脉冲(以下称为IR1)的翻转角φ1设为90度<φ1<270度(优选为φ1=180度)，与前述的实施例1同样，根据相位差对通过该IR1标记的血流部进行对比度增强。将另一个IR脉冲(以下称为IR2)的翻转角φ2设为0度<φ2≤90度(优选为φ2=90度)，根据信号强度差对通过该IR2标记的血流部进行对比度增强。
因此，作为与等待时间(TI)相关的摄像条件，尤其是与IR1对应的等待时间TI1需要被设成短于激发为翻转角φ1的纵向磁化T1恢复到null的时间。即，设为
TI1<limit TI(φ1)<limit TI(φ1=180度)
另外，将与IR2对应的等待时间TI2设为通过IR2标记的血流部的纵向磁化T1恢复后成为期望的信号强度的时间。若TI1<TI2，则按IR2-IR1的顺序施加各IR脉冲，若TI1>TI2，则按IR1-IR2的顺序施加各IR脉冲。
此外，作为与流动方向的摄像区域宽度(FOVb)相关的摄像条件，若将动脉和静脉的流速分别设为Vba、Vbv，则流动方向的摄像区域宽度(FOVb)的上限值limit FOVb在用IR1标记动脉、用IR2标记静脉时，如下：
FOVb<limit FOVb=MIN((Vba×TI1)，(Vbv×TI2)) (8)
相反，在用IR2标记动脉、用IR1标记静脉时，如下：
FOVb<limit FOVb=MIN((Vba×TI2)，(Vbv×TI1)) (9)。
在此，将MIN(a、b)设为表示a、b中的小的一方的函数。一般情况下，Vba>Vbv，因此从确保流动方向上宽的摄像区域宽度(FOVb)的观点来看，优选首先标记静脉、接下来标记动脉的顺序，在首先用IR2标记静脉的情况下(成为TI1<TI2)，通过(8)式决定limit FOVb，在用IR1标记静脉的情况下(成为TI1>TI2)，通过(9)式决定limit FOVb。
以下，说明首先用IR1标记静脉、接下来用IR2标记动脉的情况。此时，等待时间的关系成为limit TI>TI1>TI2。另外，也可以首先用IR1或IR2标记动脉。
接着，根据图10说明本实施例的标记区域的设定。图10表示通过IR脉冲对下肢部中的动脉(实线)801及静脉(虚线)802设定标记区域的例子。为了用IR1(φ1=180度)标记静脉，将基于IR1的标记区域1002关于静脉而设定为上游侧(关于动脉设定为下游侧)，将基于IR2的标记区域1001关于动脉而设定为上游侧(关于静脉设定为下游侧)，在标记区域1001与1002之间设定摄像区域(FOV)1003。操作者这样在定位图像上设定各标记区域及摄像区域。进一步，如图10所示，也可以设为操作者能够在定位图像上按各标记区域输入将该标记作为对象的流速，根据(8)、(9)式，将流动方向的摄像区域宽度(FOVb)最佳化。在求出并设定最佳的流动方向的摄像区域宽度(FOVb)之后，通过操作者的手动或装置的自动控制，进行各标记区域的位置和宽度的调整。另外，相反，也可以用IR1激发标记区域1001来标记动脉，用IR2激发标记区域1002来标记静脉。
接着，说明本实施例的脉冲序列。本实施例的脉冲序列与前述的实施例1的脉冲序列同样包括Main-Scan序列和Pre—Scan序列，Pre-Scan序列与前述的实施例1相同，因此省略详细说明。
用图11所示的序列图说明本实施例的Main-Scan序列的一例。图11所示的Main-Scan序列包括具有翻转角及等待时间不同的2个IR脉冲(1101、1102)的RF预脉冲部1110、以及测量序列部551。测量序列部551与前述的实施例1相同，因此省略详细说明，在此详细说明RF预脉冲部1110。
在RF预脉冲部1110中，首先，同时施加与IR1(例如翻转角φ1=180度)相应的IR脉冲1101和切片倾斜磁场1103，激发图10的标记区域1002，标记静脉的血流。此时的IR脉冲1101为具有由切片倾斜磁场1103确定的标记区域1002的共振频率和频带的Sinc波。并且，在IR脉冲1101之后，在3个轴上施加干扰倾斜磁场脉冲(1104-1～1104-3)，通过IR脉冲1101被激发为小于180度而生成的横向磁化消失。
接着，同时施加与IR2(例如翻转角φ2=90度)相应的IR脉冲1102和切片倾斜磁场1106，从而激发标记区域1001，标记动脉的血流。此时的IR脉冲1102为具有由切片倾斜磁场1106确定的标记区域1001的共振频率和频带的Sinc波。并且，在IR脉冲1102之后，在3个轴上施加干扰倾斜磁场脉冲(1107—1～1107—3)，通过IR脉冲1102生成的横向磁化消失。
另外，也可以按每个轴统一起来一次性施加2个干扰倾斜磁场脉冲(1104、1107)。
并且，在从IR脉冲1101算起的等待时间为TI1、从IR脉冲1102算起的等待时间为TI2的时刻，施加测量序列部551的横向磁化生成用RF脉冲504，开始该测量序列部551。
接着，说明本实施例的处理流程。本实施例的处理流程与前述的实施例1中所说明的图7所示的流程图的处理流程相同，但一部分步骤的处理内容的有部分不同。因此，仅说明处理内容不同的处理步骤。此外，图12表示实施图7所示的处理流程的各步骤而得到的结果的一例。以下，对图7的对应步骤号标以“-2”来明确本实施例的处理步骤。
在步骤701—2中，序列执行部601显示图10所示的定位图像，接收动脉的上游侧的标记区域1001、静脉的上游侧的标记区域1002、以及中间的摄像区域1003的设定输入。并且，序列执行部601结合操作者所设定输入的其他摄像条件，确认是否能够摄像，若无法摄像，则向操作者报告该情况，并且向操作者提示标记区域1001及1002和摄像区域1003的位置及宽度的修正输入、有关其他摄像条件的能够摄像的条件，接收该其他摄像条件的修正输入。并且最终确定能够摄像的摄像条件，根据该确定的摄像条件，具体计算执行图11所示的Main-Scan序列和图5(b)所示的Pre—Scan序列所需的各种控制数据。尤其，将IR脉冲1101及切片倾斜磁场1103、以及IR脉冲1102及切片倾斜磁场1106设为设定了共振频率及频率带域的Sinc波形和倾斜磁场强度，使得分别独立地激发静脉用的标记区域1002和动脉用的标记区域1001。
在步骤702-2中，进行与前述的实施例1的步骤702相同的处理。其结果，得到低空问分辨率的相位图像(第1相位图像)1201。该第1相位图像1201还包括通过IR脉冲1101和IR脉冲1102分别标记的静脉及动脉的血流部与其他静止部之问的相位差以外的各种相位误差。
在步骤703-2中，进行与前述的实施例1的步骤703相同的处理。其结果，得到复数图像及其绝对值图像1206，并从该复数图像中得到其相位图像(第2相位图像)1202。
在步骤704-2中，进行与前述的实施例1的步骤704相同的处理。即，相位差图像运算部604将通过步骤702-2得到的第1相位图像1201变换为与通过步骤703-2得到的第2相位图像1202相同空间分辨率的相位图像之后，进行与第2相位图像1202之间的差分处理1221，得到相位差图像1203。该相位差图像1203被去除了共振频率的偏移引起的相位误差和硬件的不完整性引起的相位误差，成为仅反映了因IR脉冲1101后的短的等待时间(TI1)而产生的相位差的相位图像。
在步骤705-2中，进行与前述的实施例1的步骤705相同的处理。其结果，得到第1掩模图像1208。
在步骤706-2中，进行与前述的实施例1的步骤706相同的处理。即，掩模处理部605对通过步骤704-2得到的相位差图像1203实施通过步骤705-2制作的第1掩模图像1208(1222)，从相位差图像1203去除背景区域(噪声区域)，设为仅提取了被检测体区域的相位差图像1204。
在步骤707-2中，进行与前述的实施例1的步骤707相同的处理。其结果，在修正相位差图像中，静止部及通过IR2标记的血流部(动脉)的相位为零，通过IR1标记的血流部(静脉)的相位为π。
在步骤708-2中，进行与前述的实施例1的步骤708相同的处理。
在步骤709-2中，进行与前述的实施例1的步骤709相同的处理。其结果，得到第2掩模图像1205。例如能够设为将静脉、动脉、静止部的强度比分别加权为0：1：1的第2掩模图像1205。即，第2掩模图像1205是根据静脉与动脉及静止部之间的相位差增强静脉与动脉及静止部之间的对比度的图像。
在步骤710-2中，进行与前述的实施例1的步骤710相同的处理。即，对比度增强处理部607将通过步骤709-2得到的第2掩模图像1205实施于通过步骤703-2得到的绝对值图像1206(1223)上。由此得到对比度增强图像1210。
在对比度增强图像1210中，成为相对于静止部而言所标记的血流部(动脉及静脉)被抑制的图像。具体而言，通过基于相位差的第2掩模图像1205在与动脉及静止部之间以0：1的强度比加权静脉802，根据绝对值图像1206中的信号强度差在与静止部之间以例如0.5：1的强度比加权动脉801。并且，作为所述双方的加权结果，成为分别以0：0.5：1的静脉、动脉、静止部的强度比进行了增强处理的对比度增强图像1210。即，成为不仅增强了所标记的血流部(动脉及静脉)与静止部之间的对比度、还增强了动脉801与静脉802之间的对比度的图像。
另外，绝对值图像1206和相位差图像(1203、1204)分别对应于增强了动脉的图像和增强了静脉的图像，容易进行区域提取，因此还能够对动脉801和静脉802添加任意的颜色。
以上是本实施例的处理流程的说明。另外，在上述说明中，说明了通过IR1对静脉802进行相位差增强、通过IR2对动脉801进行信号强度差增强的情况，但是也可以通过IR1标记动脉801来进行相位差增强，通过IR2标记静脉802来进行信号强度差增强，此时也能够同样进行处理。
如上所述，在本实施例的MRI装置及流体增强图像取得法中，流体部具有流动方向不同的第1流体部(静脉)和第2流体部(动脉)，RF预脉冲部包括翻转角不同的第1RF预脉冲(IR1)和第2RF预脉冲(IR2)，向第1流体部的上游侧的第1区域(标记区域1002)施加第1RF预脉冲来标记该第1流体部，向第2流体部的上游侧的第2区域(标记区域1001)施加第2RF预脉冲来标记该第2流体部，将第1区域与第2区域之间的区域设为摄像区域，将第1流体部和第2流体部设为不同的对比度，取得流体增强图像。由此，无需延长摄像时间就能够将流动方向不同的血流部(动脉和静脉)相对于静止部以不同的对比度进行增强，并且动脉与静脉之间也能够以不同的对比度来进行增强，能够在短时间内取得能够明确地识别动脉、静脉及静止部的图像。即，能够将动静脉分离开来进行描绘。
实施例3
接着，说明本发明的MRI装置及流体增强图像取得法的实施例3。在本实施例中，用2维空间选择激发来进行标记。前述的实施例2的标记是如下方法：将IR脉冲和切片倾斜磁场脉冲组合起来，与流动方向垂直地激发预定宽度的区域，从而对经过该区域的流体部进行标记，但是除了经过标记区域的流体部以外，不需要的静止部也会被激发。因此，在实施例3中，进行选择性地激发流体部的2维空间选择激发。此外，对位置不同的流体部进行翻转角不同的2维空间选择激发，分别进行标记。具体而言，对于一个流体部，用2维空间选择性的IR1进行标记，对于另一个流体部，用2维空间选择性的IR2进行标记。另外，也可以仅对一个血流部进行2维空间选择激发来进行标记。以下，作为流体部，以动脉为例，用图13～16详细说明本实施例。
首先，用图13说明2维空间选择激发的概要。图13表示在仅确定了xy平面上的形状的在z方向上选择性地激发柱状区域的例子。在此，将xy平面上确定的形状设为圆。RF、Gx、Gy及Gz分别表示RF脉冲、x轴方向的倾斜磁场、y轴方向的倾斜磁场及z方向的倾斜磁场的施加时刻。如图13所示，和x轴方向的振动倾斜磁场(Gx)1302及y轴方向的振动倾斜磁场(Gy)1303一起施加RF脉冲(2DRF)1301。由此，与z轴平行的圆筒形状的区域被选择性地激发。这样组合RF脉冲和倾斜磁场脉冲来进行2维空间选择激发时，其形状、位置及翻转角的调整是控制RF脉冲的频率及波形、和倾斜磁场脉冲的波形来进行的。以下，将使用了2维空间选择激发的标记称为空间选择标记。另外，2维空间选择激发的详细情况已在(非专利文献2)中进行过说明，因此省略此处的详细说明。
接着，根据图14说明进行本实施例的空间选择标记的区域的设定。图14表示对下肢部中的左右动脉801分别进行空间选择标记的区域的设定例。用翻转角φ1(例如180度)对右侧动脉1401的上游区域的纵向磁化进行空间选择标记(以下称为2D-IR1)，用翻转角φ2(例如90度)对左侧动脉的上游区域1402的纵向磁化进行空间选择标记(以下称为2D-IR2)。进行各空间选择标记的区域在xy平面内为大致圆形、在与摄像平面(纸面)垂直的z方向上为柱状的区域。因此，实际标记的血流部是血管与圆柱状区域的交叉部分。由此，对右侧动脉的血流部进行相位差增强，对左侧动脉的血流部进行信号强度差增强。另外，关于标记顺序，哪一方优先均可。此外，也可以对左侧动脉的血流部施加2D-IR1来进行相位差增强，对右侧动脉的血流部施加2D-IR2来进行信号强度差增强。
此外，关于等待时间(TI)的条件，需要将用翻转角φ1进行空问选择标记的2D-IR1的等待时问(TI)设为比limit TI短，满足(2)式的限制。另一方面，根据与第2个施加的空间选择标记对应的等待时间，由以下(10)式确定流动方向的摄像区域宽度(FOVb)1403的条件。
FOVb<limit FOVb=MIN((2D-IR1的TI1)，(2D-IR2的TI2))×Vba (10)
此外，如图14所示，也可以设为操作者能够在定位图像上按每个标记区域输入以该标记为对象的流速，根据(8)、(9)式，将流动方向的摄像区域宽度(FOVb)最佳化。
接着，说明本实施例的脉冲序列。本实施例的脉冲序列与前述的实施例1的脉冲序列同样包括Main-Scan序列和Pre—Scan序列，Pre-Scan序列与前述的实施例1相同，因此省略详细说明。本实施例的Main-Scan序列与前述的实施例2同样包括具有翻转角及等待时间不同的2个空间选择标记部(1501、1502)的RF预脉冲部1510、和测量序列部551。测量序列部551与前述的实施例1、2相同，因此省略详细说明，在此用图15所示的序列图详细说明RF预脉冲部1510。
在RF预脉冲部1510中，首先执行用于对右侧动脉的上游区域1401进行空间选择标记的2D-IR1(1501)，接着执行用于对左侧动脉的上游区域1402进行空间选择标记的2D-IR2(1502)。各空间选择标记(1501、1502)中的RF、Gs、Gp、Gr分别具有图13所示的RF、Gz、Gx、Gy的波形，具有被调整为分别对应的激发区域及翻转角的波形。并且，在从2D-IR1(1501)算起的等待时间为TI1、从2D-IR2(1502)算起的等待时间为TI2的时刻，施加测量序列部551的横向磁化生成用RF脉冲504，开始该测量序列部551。
此外，与前述的实施例2中所说明的图11所示的RF预脉冲部1110同样地，在2D-IR1(1501)之后在3个轴上施加干扰倾斜磁场脉冲(1104—1～1104-3)，在2D-IR2(1502)之后在3个轴上施加干扰倾斜磁场脉冲(1107—1～1107-3)，分别生成的横向磁化消失。另外，在本实施例中，也可以按每个轴统一起来一次性施加2个干扰倾斜磁场(1104、1107)。
接着，说明本实施例的处理流程。本实施例的处理流程与前述的实施例1中所说明的图7所示的流程图的处理流程相同，但一部分步骤的处理内容有部分不同。因此，仅说明处理内容不同的处理步骤。此外，图16表示实施图7所示的处理流程的各步骤而得到的结果的一例。以下，对图7的对应步骤号标以“-3”来进行说明。
在步骤701—3中，序列执行部601显示图14所示的定位图像，接收动脉的上游侧的右侧标记区域1401、左侧标记区域1402及摄像区域1403的设定输入。并且，序列执行部601结合操作者所设定输入的其他摄像条件，确认是否能够摄像，若无法摄像，则向操作者报告该情况，并且向操作者提示右侧标记区域1401、左侧标记区域1402及摄像区域1403的位置及宽度(直径)的修正输入、有关其他摄像条件的能够摄像的条件，接收该其他摄像条件的修正输入。并且最终确定能够摄像的摄像条件，根据该确定的摄像条件，具体计算执行图15所示的Main-Scan序列和图5(b)所示的Pre-Scan序列所需的各种控制数据。尤其是，将各RF、Gs、Gp、Gr设定为各空间选择标记(1501、1502)分别激发右侧标记区域1401和左侧标记区域1402。
在步骤702-3中，进行与前述的实施例1的步骤702相同的处理。其结果，得到低空问分辨率的相位图像(第1相位图像)1601。该第1相位图像1601还包括通过空间选择标记(1501、1502)分别标记的动脉的左侧和右侧的血流部与其他静止部之间的相位差以外的各种相位误差。
在步骤703—3中，进行与前述的实施例1的步骤703相同的处理。其结果，得到复数图像及其绝对值图像1606，并从该复数图像中得到其相位图像(第2相位图像)1602。
在步骤704-3中，进行与前述的实施例1的步骤704相同的处理。即，相位差图像运算部604将通过步骤702-3得到的第1相位图像1601变换为与通过步骤703—3得到的第2相位图像1602相同空间分辨率的相位图像之后，进行与第2相位图像1602之间的差分处理1621，获得相位差图像1603。该相位差图像1603被去除了共振频率的偏移引起的相位误差和硬件的不完整性引起的相位误差，成为仅反映了因空问选择标记1501后的短的等待时问(TI1)而产生的相位差的相位图像。
在步骤705-3中，进行与前述的实施例1的步骤705相同的处理。其结果，得到第1掩模图像1608。
在步骤706-3中，进行与前述的实施例1的步骤706相同的处理。即，掩模处理部605对通过步骤704-3得到的相位差图像1603实施通过步骤705—3制作的第1掩模图像1608(1622)，从相位差图像1603中去除背景区域(噪声区域)，设为仅提取了被检测体区域的相位差图像1604。
在步骤707-3中，进行与前述的实施例1的步骤707相同的处理。其结果，在修正相位差图像中，静止部及通过2D-IR2标记的左侧动脉的血流部的相位为零，通过2D-IR1标记的右侧动脉的血流部的相位为π。
在步骤708-3中，进行与前述的实施例1的步骤708相同的处理。
在步骤709-3中，进行与前述的实施例1的步骤709相同的处理。其结果，得到第2掩模图像1605。例如能够设为将右侧动脉、左侧动脉、静止部的强度比分别加权为0.5：1：1的第2掩模图像1605。
在步骤710-3中，进行与前述的实施例1的步骤710相同的处理。即，对比度增强处理部607将通过步骤709-3得到的第2掩模图像1605实施于通过步骤703—3得到的绝对值图像1606(1623)。使用了该第2掩模图像1605的、即基于相位差图像1603的加权处理(1623)就是对比度增强处理，通过该对比度增强处理获得对比度增强图像1610。
在对比度增强图像1610中，成为相对于静止部而言所标记的左右动脉被抑制的图像。具体而言，右侧动脉部通过基于相位差的第2掩模图像1605在与静止部之间以0.5：1的强度比被加权，左侧动脉部根据绝对值图像1606中的信号强度差在与静止部之间以0：1的强度比被加权。并且，作为所述双方的加权结果，成为分别以0.5：0：1增强处理了右侧动脉部、左侧动脉部、静止部的强度比的对比度图像1610。即，成为不仅标记的两个动脉与其他静止区域之间的对比度被增强、而且左右动脉801之问的对比度也被增强的图像。
另外，绝对值图像1606和相位差图像(1603、1604)分别对应于增强了左侧动脉的图像和增强了右侧动脉的图像，容易进行区域提取，因此还能够对左右动脉添加任意的颜色。即，能够得到将左右动脉分离了的图像。
以上是本实施例的处理流程的说明。另外，在上述说明中，说明了通过空间选择标记1501对右侧动脉进行相位差增强、通过空间选择标记1502对左侧动脉进行信号强度差增强的情况，但是在通过空问选择标记1501对左侧动脉进行相位差增强、通过空问选择标记1502对右侧动脉进行信号强度差增强的情况下也能够同样进行处理。此外，也可以仅对左右动脉中的任意一个动脉进行2维空间选择激发来进行标记，得到仅对该动脉的对比度增强图像。
如以上说明，在本实施例的MRI装置及流体增强图像取得法中，将RF预脉冲设为进行2维空间选择激发的RF脉冲，对摄像区域的与上游侧的流体部的至少一部分交叉的区域施加进行2维空间选择激发的RF脉冲，标记该流体部的至少一部分。在流体部包括第1流体部(右侧动脉)和第2流体部(左侧动脉)、并以不同的对比度描绘这些流体部的情况下，RF预脉冲具有进行2维空间选择激发的翻转角不同的第1RF预脉冲(2D-IR1)和第2RF预脉冲(2D-IR2)，对摄像区域的与上游侧的第1流体部的至少一部分交叉的区域施加第1RF预脉冲，对摄像区域的与上游侧的第2流体部的至少一部分交叉的区域施加第2RF预脉冲。由此，无需延长摄像时间就能够将左右动脉相对于静止部用不用的对比度进行增强，并且也能够用不同的对比度增强左右动脉之间，能够在短时间内取得能够明确地识别左右动脉及静止部的图像。
实施例4
接着，说明本发明的MRI装置及流体增强图像取得法的实施例4。在本实施例中，RF预脉冲部具有2个RF预脉冲，对流体部的上游侧的第1区域施加最初的RF预脉冲，在向负方向反转了的纵向磁化T1恢复为null的时刻，向与第1区域相邻的下游侧的第2区域施加第2RF预脉冲。并且，摄像区域设定在第2区域内。在前述的各实施例中，将血流部的纵向磁化设为负方向的状态来测量了回波信号，但是在本实施例中，相反，将摄像区域中的静止部的纵向磁化设为负方向的状态来测量回波信号。本实施例在假设为流速慢、所标记的流体没有充分流入摄像区域内的情况下特别有效。
以下，以RF预脉冲作为IR脉冲，以血流为例作为流体部，用图17、18详细说明本实施例。图17表示对下肢部中的动脉(实线)801及静脉(虚线)802设定标记区域的例子。图18是分别表示本实施例的RF预脉冲部(RF)的各IR脉冲的施加时刻、以及结合该各时刻表示第1区域中的流体部和第2区域中的静止部的纵向磁化的动作的图。
首先，用图17说明各标记区域的设定。通过最初的翻转角φ1(例如180度)标记血流的IR脉冲1801的第1标记区域1701被设定在上游侧，通过接下来的翻转角φ2(例如180度)标记血流的IR脉冲1802的第2标记区域1702被设定在与第1标记区域1701相邻的下游侧。并且，摄像区域(FOV)1703被设定在第2标记区域1702内，将该第2标记区域1702的至少一部分设为摄像区域1703。图17表示摄像区域1703被设定在标记区域1702中的例子。操作者这样在定位图像上设定各标记区域及摄像区域。进一步，也可以设为操作者能够在定位图像上按每个标记区域输入以该标记为对象的流速，根据(8)、(9)式，能够将流动方向的摄像区域宽度(FOVb)最佳化。在求出并设定最佳的流动方向的摄像区域宽度(FOVb)之后，通过操作者的手动或装置的自动控制来进行各标记区域的位置和宽度的调整。
接着，说明本实施例的脉冲序列。本实施例的脉冲序列与前述的实施例1的脉冲序列同样包括Main-Scan序列和Pre—Scan序列，Pre-Scan序列与前述的实施例1相同，因此省略详细说明。此外，Main-Scan序列只有RF预脉冲部有所不同，测量序列部与前述的实施例相同，因此，以下用图18仅详细说明RF预脉冲部。本实施例的RF预脉冲部1810包括2个IR脉冲(1801、1802)，通过第1IR脉冲1801激发第1标记区域1701，接着通过第2IR脉冲1802激发第2标记区域1702。
向标记区域1701施加第1IR脉冲1801之后，到血流的纵向磁化成为null为止等待时间TI1，之后对第2标记区域1702施加第2IR脉冲1802。其结果，在刚刚施加第2IR脉冲1802之后，向第2标记区域及摄像区域1703流入的血流的纵向磁化维持null状态，但第2标记区域的其他静止部的纵向磁化反转180度而成为负方向的状态。之后进一步等待TI2时间，从而在第1标记区域1701中被标记的血流进一步向摄像区域1703内流入，并且纵向磁化进行T1恢复后成为正方向的状态。另一方面，将等待时间(TI2)设为第2标记区域中的其他静止部的纵向磁化T1恢复成null之前的、维持负方向的时问。因此，在从第2IR脉冲1802起经过等待时间(TI2)之后的、测量序列部551的横向磁化生成RF脉冲504的刚刚之前，摄像区域1703中的其他静止部的纵向磁化是仍维持向负方向反转的状态。在这种纵向磁化状态下，通过测量序列部551从摄像区域1703中测量回波信号，在根据该回波信号重构的图像中，能够使血流部与其他静止部的横向磁化的相位相差π。此外，等待时间(TI2)只要是摄像区域1703的静止部的纵向磁化维持负方向的时间，就可以任意设定，因此能够提高摄像参数的设定自由度。
由测量序列部551测量回波信号之后的处理与前述的实施例1相同，因此省略详细说明。但是，在本实施例中，将摄像区域中的静止部的纵向磁化设为负方向的状态来测量回波信号，因此虽然在前述的步骤704中得到的相位差图像中静止部的相位为π，但是在前述的步骤707的修正相位差图像中，静止部的相位被修正为基准，因此最终与前述的各实施例同样，在修正相位差图像中，静止部的相位为零，所标记的血流部的相位为π。因此，步骤708之后的处理相同。
如以上说明，在本实施例的MRI装置及流体增强图像取得法中，RF预脉冲部包括第1RF预脉冲(IR脉冲1801)和第2RF预脉冲(IR脉冲1802)，向流体部的上游侧的第1区域(第1标记区域1701)施加第1RF预脉冲来标记流体部，向与第1区域的下游侧相邻的第2区域(第2标记区域1702)施加第2RF预脉冲，将第2区域的至少一部分设为摄像区域。并且，在通过第1RF预脉冲向负方向翻转的流体部的纵向磁化T1恢复为null的时刻，施加第2RF预脉冲，在通过第2RF预脉冲向负方向翻转的第2区域的静止部的纵向磁化维持负方向的时间内，通过测量序列部测量来自摄像区域的回波信号。由此，即使是慢的流速，也无需延长摄像时问就能够得到相对于其他静止部而言增强了血流部的对比度的流体增强图像。
以上，说明了本发明的各实施例，但本发明并不限于这些实施例。
在前述的各实施例的说明中，说明了通过Pre-Scan提取相位误差的例子，但是在被高度调整的MRI装置中，由于相位误差少，因此还存在不需要Pre-Scan的情况，所以即使省略Pre-Scan，仅通过Main-Scan来实施时，本发明也成立。即，在被高度调整的MRI装置中，也可以根据向从Main-Scan数据得到的相位图像直接实施第1掩模图像而得到的相位图像，获得第2掩模图像。
符号说明
101被检测体，102静磁场产生磁铁，103倾斜磁场线圈，104RF发送线圈，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床体，113显示／操作部，114运算处理部，115存储部。

Claims (16)

1.一种磁共振成像装置，包括：测量控制部，根据预定的脉冲序列，从包含流体部的被检测体的摄像区域控制回波信号的测量；和运算处理部，使用上述回波信号来取得在上述流体部与静止部之间增强了对比度的图像，上述磁共振成像装置的特征在于，
上述脉冲序列包括：RF预脉冲部，具有在负方向上激发上述流体部的纵向磁化来标记该流体部的RF预脉冲；和测量序列部，从标记后的流体部流入的摄像区域测量回波信号，
上述RF预脉冲部包括第1RF预脉冲和第2RF预脉冲，
上述测量控制部向上述流体部的上游侧的第1区域施加上述第1RF预脉冲来标记上述流体部，向与上述第1区域的下游侧相邻的第2区域施加上述第2RF预脉冲，将上述第2区域的至少一部分设为上述摄像区域，
上述运算处理部根据上述图像的相位信息，取得增强了上述流体部与上述静止部之间的对比度的流体增强图像。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述测量控制部向比上述摄像区域更靠上游侧的区域施加上述RF预脉冲来标记上述流体部，在该标记后的流体部的纵向磁化恢复为null以上之前，执行上述测量序列部。
3.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述RF预脉冲包括将纵向磁化激发为α度的IR脉冲，其中，90＜α＜270，
上述测量序列部包含将纵向磁化激发为β度来生成横向磁化的横向磁化生成RF脉冲，其中，0＜β≤90。
4.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述测量控制部将上述RF预脉冲部中的上述IR脉冲、与上述测量序列部中的上述横向磁化生成RF脉冲之间的等待时间(TI)设为：通过该IR脉冲进行了标记的流体部的纵向磁化维持负方向的状态的时间。
5.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述测量控制部在上述标记后的流体部与上述静止部之间使刚刚施加上述横向磁化生成RF脉冲之后的横向磁化的相位相差π，由此控制上述回波信号的测量。
6.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述运算处理部根据使用由上述测量序列部测量的回波信号进行了重构的图像的相位图像，决定该图像的每个像素的加权系数，使用该加权系数取得上述流体增强图像。
7.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述运算处理部根据使用仅通过上述测量序列部测量的回波信号进行了重构的图像的相位图像、与使用通过上述RF预脉冲部和上述测量序列部测量的回波信号进行了重构的图像的相位图像之间的相位差图像，决定上述每个像素的加权系数，
上述运算处理部制作表示上述加权系数的分布的掩模图像，
上述运算处理部按每个像素将上述掩模图像与上述重构的图像的绝对值图像相乘，从而取得上述流体增强图像。
8.根据权利要求7所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述运算处理部在上述相位差图像中将上述流体部的相位变换为0～1的值、且将上述静止部的相位变换为1来作为上述加权系数。
9.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述RF预脉冲是进行2维空间选择激发的RF脉冲，
上述测量控制部向上述摄像区域的与上游侧的流体部的至少一部分交叉的区域施加进行2维空间选择激发的RF脉冲，标记该流体部的至少一部分。
10.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述测量控制部在通过上述第1RF预脉冲向负方向进行了翻转的流体部的纵向磁化T1恢复为null的时刻，施加上述第2RF预脉冲，在通过上述第2RF预脉冲向负方向进行了翻转的第2区域的静止部的纵向磁化维持负方向的时间内，通过上述测量序列部控制来自上述摄像区域的回波信号的测量。
11.一种磁共振成像装置，包括：测量控制部，根据预定的脉冲序列，从包含流体部的被检测体的摄像区域控制回波信号的测量；和运算处理部，使用上述回波信号来取得在上述流体部与静止部之间增强了对比度的图像，上述磁共振成像装置的特征在于，
上述脉冲序列包括：RF预脉冲部，具有在负方向上激发上述流体部的纵向磁化来标记该流体部的RF预脉冲；和测量序列部，从标记后的流体部流入的摄像区域测量回波信号，
上述运算处理部根据上述图像的相位信息，取得增强了上述流体部与上述静止部之间的对比度的流体增强图像，
上述测量控制部向比上述摄像区域更靠上游侧的区域施加上述RF预脉冲来标记上述流体部，在该标记后的流体部的纵向磁化恢复为null以上之前，执行上述测量序列部，
上述流体部包括流动方向不同的第1流体部和第2流体部，
上述RF预脉冲部包括翻转角不同的第1RF预脉冲和第2RF预脉冲，
上述测量控制部向上述第1流体部的上游侧的第1区域施加上述第1RF预脉冲来标记该第1流体部，向上述第2流体部的上游侧的第2区域施加上述第2RF预脉冲来标记该第2流体部，将上述第1区域与上述第2区域之间的区域设为上述摄像区域，
上述运算处理部将上述第1流体部和上述第2流体部设为不同的对比度来取得上述流体增强图像。
12.根据权利要求11所述的磁共振成像装置，其特征在于，
上述第1RF预脉冲是翻转角为φ1度的IR脉冲，其中，90＜φ1＜270，
上述第2RF预脉冲是翻转角为φ2度的IR脉冲，其中，0＜φ2≤90，
上述测量控制部在上述第1流体部的纵向磁化恢复为null以上之前，执行上述测量序列部，
上述运算处理部根据上述相位信息，对上述第1流体部进行对比度增强，根据与上述静止部之间的信号强度之差，对上述第2流体部进行对比度增强。
13.一种磁共振成像装置，包括：测量控制部，根据预定的脉冲序列，从包含流体部的被检测体的摄像区域控制回波信号的测量；和运算处理部，使用上述回波信号来取得在上述流体部与静止部之间增强了对比度的图像，上述磁共振成像装置的特征在于，
上述脉冲序列包括：RF预脉冲部，具有在负方向上激发上述流体部的纵向磁化来标记该流体部的RF预脉冲；和测量序列部，从标记后的流体部流入的摄像区域测量回波信号，
上述运算处理部根据上述图像的相位信息，取得增强了上述流体部与上述静止部之间的对比度的流体增强图像，
上述测量控制部向比上述摄像区域更靠上游侧的区域施加上述RF预脉冲来标记上述流体部，在该标记后的流体部的纵向磁化恢复为null以上之前，执行上述测量序列部，
上述RF预脉冲是进行2维空间选择激发的RF脉冲，
上述测量控制部向上述摄像区域的与上游侧的流体部的至少一部分交叉的区域施加进行2维空间选择激发的RF脉冲，标记该流体部的至少一部分，
上述流体部包括第1流体部和第2流体部，
上述RF预脉冲包括进行上述2维空间选择激发的翻转角不同的第1RF预脉冲和第2RF预脉冲，
上述测量控制部向上述摄像区域的与上游侧的上述第1流体部的至少一部分交叉的区域施加上述第1RF预脉冲，向上述摄像区域的与上游侧的上述第2流体部的至少一部分交叉的区域施加上述第2RF预脉冲。
14.一种流体增强图像取得法，包括：测量步骤，根据预定的脉冲序列，从包含流体部的被检测体的摄像区域控制回波信号的测量；和运算处理步骤，使用上述回波信号取得在上述流体部与静止部之间增强了对比度的图像，上述流体增强图像取得法的特征在于，
上述脉冲序列包括：RF预脉冲部，具有在负方向上激发上述流体部的纵向磁化来标记该流体部的RF预脉冲；和测量序列部，从标记后的流体部流入的摄像区域测量回波信号，
上述RF预脉冲部包括第1RF预脉冲和第2RF预脉冲，
在上述测量步骤中，向上述流体部的上游侧的第1区域施加上述第1RF预脉冲来标记上述流体部，向与上述第1区域的下游侧相邻的第2区域施加上述第2RF预脉冲，将上述第2区域的至少一部分设为上述摄像区域，
在上述运算处理步骤中，根据上述图像的相位信息，取得增强了上述流体部与上述静止部之间的对比度的流体增强图像。
15.根据权利要求14所述的流体增强图像取得法，其特征在于，
在上述测量步骤中，向比上述摄像区域更靠上游侧的区域施加上述RF预脉冲，在上述流体部的纵向磁化恢复为null之前，执行上述测量序列部。
16.根据权利要求15所述的流体增强图像取得法，其特征在于，
上述RF预脉冲是进行2维空间选择激发的RF脉冲，
在上述测量步骤中，向上述摄像区域的与上游侧的流体部的至少一部分交叉的区域施加进行2维选择激发的RF脉冲，标记该流体部的至少一部分。
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