CN103705240B

CN103705240B - 磁共振成像装置及磁共振成像方法

Info

Publication number: CN103705240B
Application number: CN201410020584.9A
Authority: CN
Inventors: 山下裕市; 市之濑伸保; 喜种慎; 喜种慎一
Original assignee: Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2009-09-30
Filing date: 2010-03-30
Publication date: 2018-02-13
Anticipated expiration: 2030-03-30
Also published as: CN102028465B; US20130169274A1; CN102028465A; JP2011092670A; JP5433436B2; US9250303B2; US8823376B2; US20130241554A1; US20110074416A1; US8427149B2; CN103705240A

Abstract

本发明的目的在于提供一种在磁共振成像中不使用造影剂就能将可以更好地掌握CSF动态的图像成像的技术。本发明提供一种磁共振成像装置，具备：磁共振数据采集部，在施加标记脉冲后，连续采集多个磁共振数据，该多个磁共振数据用于生成与不同的时刻对应的多个脑脊髓液像数据；和脑脊髓液像数据生成部，基于所述多个磁共振数据，生成所述多个脑脊髓液像数据。

Description

磁共振成像装置及磁共振成像方法

发明为下述申请的分案申请，原申请信息如下：

申请号：201010154789.8

申请日：2010年03月30日

发明名称：磁共振成像装置及磁共振成像方法

技术领域

本发明涉及用拉莫尔频率的高频（RF：radio frequency）信号磁性激励被检测体的原子核自旋，从而由伴随该激励而产生的核磁共振（NMR：nuclear magnetic resonance）信号来重构图像的磁共振成像（MRI：Magnetic Resonance Imaging）。尤其是，本发明涉及不使用造影剂就能将脑脊髓液（CSF：cerebrospinal fluid）成像的磁共振成像装置及磁共振成像方法。

背景技术

磁共振成像是用拉莫尔频率的RF信号磁性激励放置于静磁场中的被检测体的原子核自旋，由伴随该激励而产生的MR信号来重构图像的摄像方法。

在该磁共振成像领域内，作为得到血流图像的方法公知MRA。MRA中不使用造影剂的方法被称为非造影MRA。在非造影MRA中，考虑一种通过进行ECG（electro cardiogram）同步，捕捉从心脏搏出的流速较快的血流，从而良好地描绘血管的FBI（Fresh BloodImaging）法。

在MRA中，为了更良好地描绘血管而进行血液的“标记（labeling，与“做标记”的意思相同）”。作为对血液进行标记的方法，公知t-SLIP（Time-SLIP：Time Spatial LabelingInversion Pulse：时空标记反转脉冲）法（例如参照专利文献1）。根据该t-SLIP法，在非造影MRA中可以有选择地描绘特定的血管。

图1是对基于现有的t-SLIP法的数据采集法进行说明的图。

在图1中，横轴表示时间。如图1所示，在t-SLIP法中，将区域选择反转恢复（IR：inversion recovery）脉冲作为标记脉冲来施加，由此，标记区域的血液被标记。而且，从区域选择IR脉冲的施加定时开始经过BBTI（Black Blood Traveling Time）后进行成像用的数据采集。再有，如图1所示，为了进行血流的动态观察，在每次采集数据时变更BBTI，进行成像。因此，若将BBTI设定为多个小刻度，则可以观察与更细的时间变化对应的血流的动态。

进而，在t-SLIP法中还考虑施加多个标记脉冲的方法。

图2是对基于现有的t-SLIP法且伴随有多个标记脉冲的施加的数据采集法进行说明的图。

在图2中横轴表示时间。如图2所示，在t-SLIP法中，通过以不同的定时施加多个标记脉冲，从而对于一次的数据采集可以设定多个BBTI。再有，可以改变施加标记脉冲的空间位置。由此，除了各种血管以外，还可以有选择地描绘或抑制CSF。

然而，在CSF中不存在心搏周期这种周期性，在每个数据采集定时，CSF的流动变化较大。相对于此，虽然可以根据基于t-SLIP法采集到的图像来掌握有周期性的流体的动态，但难以正确掌握无周期性的流体的动态。

还有，若施加多个标记脉冲，则从标记脉冲的各施加定时到数据采集定时为止的期间分别变化。因此，在施加多个标记脉冲的方法中，无法得到表示同一时刻的流体的动态的图像。

进而，CSF根据位置的不同，其流动也大不相同。相对于此，在使BBTI变化而多次进行数据采集的t-SLIP法中，难以追随流动变化的CSF进行摄像。再有，为了利用t-SLIP法来掌握多个位置的CSF的流动，需要按照每个位置以不同的定时进行摄像。因此，在t-SLIP法中无法掌握同一时刻的CSF的宽范围的流动。

还有，在t-SLIP法中，因为从标记脉冲的施加时刻到数据采集定时为止的期间变化，故对比度大幅度变化。因此，在基于灰度级的黑白图像中，存在非常难以在视觉上掌握CSF的细微动态的问题。

专利文献1：日本特开2009-28525号公报

发明内容

本发明的目的在于：提供一种在磁共振成像中不使用造影剂就能将可以更好地掌握CSF动态的图像成像的技术。

为了达成上述目的，本发明涉及的磁共振成像装置具备：磁共振数据采集部，在施加标记脉冲后，连续采集多个磁共振数据，该多个磁共振数据用于生成与不同的时刻对应的多个脑脊髓液像数据；和脑脊髓液像数据生成部，基于所述多个磁共振数据，以与所述多个磁共振数据分别对应的方式生成所述多个脑脊髓液像数据。

为了达成上述目的，本发明涉及的磁共振成像方法具有：施加标记脉冲的步骤；在施加所述标记脉冲后，连续地采集多个磁共振数据的步骤，其中该多个磁共振数据用于生成与不同时刻对应的多个脑脊髓液像数据；基于所述磁共振数据而生成所述多个脑脊髓液像数据的步骤。

根据本发明涉及的磁共振成像技术，不使用造影剂，就可以得到能够更好地掌握CSF动态的CSF图像。

附图说明

在附图中：

图1是对基于现有的t-SLIP法的数据采集法进行说明的图。

图3是表示本发明涉及的磁共振成像装置的实施方式的构成图。

图4是图3所示的计算机的功能框图。

图5是表示在图4所示的摄像条件设定部中设定的伴随t-SLIP的施加的摄像条件的图。

图6是表示在图4所示的摄像条件设定部中设定的伴随SPAMM脉冲施加的摄像条件的图。

图7是将在标记脉冲之前施加区域非选择IR脉冲时和没有施加区域非选择IR脉冲时的脉冲顺序与自旋的纵向磁化成分的恢复过程一起进行表示的时序图。

图8是表示通过本发明的磁共振成像装置以非造影方式对被检测体P的CSF像进行摄像时的流程的流程图。

图9是表示通过本发明的磁共振成像装置摄像的CSF像数据的一例的图。

图10是表示对图9所示的CSF像数据实施显示处理从而使CSF被识别显示出的例子的图。

图11是表示对将标记区域设为条纹图案后摄像的CSF像数据实施显示处理从而使CSF被识别显示出的其他例子的图。

图12是表示对将标记区域设为格栅图案后摄像的CSF像数据实施显示处理从而使CSF被识别显示出的例子的图。

图13是表示对将标记区域设为放射状图案后摄像的CSF像数据实施显示处理从而使CSF被识别显示出的其他例子的图。

具体实施方式

参照附图对本发明涉及的磁共振成像装置的实施方式进行说明。

（构成及功能）

磁共振成像装置20具备：形成静磁场的筒状静磁场用磁铁21、设于该静磁场用磁铁21的内部的匀场线圈22、梯度磁场线圈23和RF线圈24。

再有，磁共振成像装置20中具备控制系统25。控制系统25具备静磁场电源26、梯度磁场电源27、匀场线圈电源28、发送器29、接收器30、顺序控制器31及计算机32。控制系统25的梯度磁场电源27包括X轴梯度磁场电源27x、Y轴梯度磁场电源27y及Z轴梯度磁场电源27z。另外，计算机32中包括输入装置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，其具有利用从静磁场电源26提供的电流使摄像区域形成静磁场的功能。另外，静磁场用磁铁21大多由超导线圈构成，虽然在励磁时与静磁场电源26连接而被提供电流，但一旦被励磁后一般会成为非连接状态。还有，有时也用永久磁铁构成静磁场用磁铁21，而不设置静磁场电源26。

还有，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与匀场线圈电源28连接，构成为：从匀场线圈电源28向匀场线圈22提供电流，从而静磁场被均匀化。

梯度磁场线圈23包括X轴梯度磁场线圈23x、Y轴梯度磁场线圈23y及Z轴梯度磁场线圈23z，在静磁场用磁铁21的内部形成为筒状。在梯度磁场线圈23的内侧设置诊视床37，以作为摄像区域，在诊视床37上放置被检测体P。RF线圈24中存在内置于台架的RF信号收发用的全身用线圈（WBC：whole body coil）或设于诊视床37或被检测体P附近的RF信号收发用的局部线圈等。

再有，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及Z轴梯度磁场线圈23z分别与梯度磁场电源27的X轴梯度磁场电源27x、Y轴梯度磁场电源27y及Z轴梯度磁场电源27z连接。

而且，构成为：能够利用从X轴梯度磁场电源27x、Y轴梯度磁场电源27y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及Z轴梯度磁场线圈23z提供的电流，在摄像区域分别形成X轴方向的梯度磁场Gx、Y轴方向的梯度磁场Gy、Z轴方向的梯度磁场Gz。

RF线圈24与发送器29及/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信号后发送到被检测体P的功能，接收用的RF线圈24具有接收NMR信号后提供给接收器30的功能，该NMR信号是伴随着基于被检测体P内部的原子核自旋的RF信号的激励而产生的NMR信号。

另一方面，控制系统25的顺序控制器31与梯度磁场电源27、发送器29及接收器30连接。顺序控制器31具有存储顺序信息的功能，该顺序信息描述了驱动梯度磁场电源27、发送器29及接收器30所需的控制信息、例如应该施加给梯度磁场电源27的脉冲电流的强度或施加时间、施加定时等的动作控制信息。进而，顺序控制器31还具有：通过按照所存储的规定顺序驱动梯度磁场电源27、发送器29及接收器30，来使得X轴梯度磁场Gx、Y轴梯度磁场Gy、Z轴梯度磁场Gz及RF信号产生的功能。

再有，顺序控制器31构成为：接收作为通过接收器30中的NMR信号的检波及A/D（analog to digital）变换而得到的复数数据的原始数据（raw data），并将该原始数据提供给计算机32。

因此，发送器29具备基于从顺序控制器31接收的控制信息而将RF信号提供给RF线圈24的功能。另一方面，接收器30具备：对从RF线圈24接收的NMR信号进行检波并执行所需要的信号处理，并且通过对该信号处理后的NMR信号进行A/D变换，从而生成作为数字化后的复数数据的原始数据的功能。还有，接收器30还具备将所生成的原始数据提供给顺序控制器31的功能。

再有，通过用运算装置35执行保存于计算机32的存储装置36内的程序，从而使得计算机32具备各种功能。其中，也可以不利用程序，而是在磁共振成像装置20中设置具有各种功能的特定电路。

图4是图3所示的计算机32的功能框图。

计算机32基于程序而作为摄像条件设定部40、顺序控制器控制部41、k空间数据库42、CSF像生成部43及显示处理部44起作用。

摄像条件设定部40具有：基于来自输入装置33的指示信息，设定包含脉冲顺序在内的摄像条件，并将设定完的摄像条件提供给顺序控制器控制部41的功能。特别是，摄像条件设定部40具有设定用于不使用造影剂而取得CSF像的脉冲顺序的功能。更具体的是，摄像条件设定部40具有设定用于进行标记而选择性地描绘无周期性的CSF的顺序的功能。

用于识别CSF的标记可以通过对CSF或关注区域施加标记脉冲来进行。对于作为标记脉冲而能利用的脉冲而言，公知有t-SLIP、饱和（SAT：saturation）脉冲、SPAMM（spatialmodulation of magnetization：磁化空间调制）脉冲以及DANTE脉冲。

t-SLIP包括区域非选择IR脉冲与区域选择IR脉冲。其中，区域非选择IR脉冲能够进行断开/接通（ON/OFF）的切换。能够与摄像区域相独立地任意设定成为区域选择IR脉冲的施加区域的标记区域。另外，也可以设定摄像条件以使多个t-SLIP被施加。

区域选择90°SAT脉冲是将所选择的平板区域的磁化矢量倒转90°后使纵向磁化饱和的脉冲。再有，也可以设定摄像条件，使得不仅施加单一的区域选择90°SAT脉冲，还施加多个区域选择90°SAT脉冲。在施加多个区域选择90°SAT脉冲的情况下，可以将多个选择平板区域设定为放射状或条纹状的图案。

SPAMM脉冲也被称为Rest grid pulse，本来是为了监控心脏的活动而开发的脉冲。SPAMM脉冲是被区域非选择性地施加的脉冲，通过梯度磁场的调整，可以形成以条纹图案、格栅图案（格子状的图案）、放射状图案等所希望的图案饱和的区域。而且，因为饱和图案作为位置标志起作用，故通过伴随SPAMM脉冲的施加的成像，能够得到表示CSF的流动的图像。

DANTE脉冲也是形成以条纹图案或格栅图案或放射状图案等所希望的图案饱和的区域的标记脉冲。SPAMM脉冲及DANTE脉冲是与同一时刻施加的多个SAT脉冲等效的脉冲。

进而，也可以设定摄像条件，使得将单一或多个t-SLIP或SAT脉冲、与SPAMM脉冲或DANTE脉冲进行组合来作为标记脉冲施加。

图5是表示在图4所示的摄像条件设定部40中设定的伴随t-SLIP的施加的摄像条件的图。

在图5中横轴表示时间。如图5所示，在施加t-SLIP后，连续重复多次数据采集（数据采集1,数据采集2,数据采集3,…）。因此，可以采集时间上连续且不同的时刻t11、t12、t13…的时间序列的数据。即：在一个标记脉冲的施加之后可以采集与各时刻对应的多帧量的成像数据。

更详细的是，在现有技术中，如图1所示，重复进行以下操作：标记后进行1帧量的数据采集，再次标记后进行1帧量的收据采集。因此，在现有技术中，按照每一帧而被标记的CSF都不相同。另一方面，在本发明中，如图5所示，在进行了1次标记后，连续地进行与各个CSF图像的帧相对应的数据采集，因此在各帧之间被标记的CSF是相同的。因此，在本发明的CSF像的采集方法中，可以更准确且在时间上连续地掌握CSF的动态。

再有，在区域非选择IR脉冲为接通的情况下，几乎同时地施加区域非选择IR脉冲与区域选择IR脉冲。可以根据基于区域选择IR脉冲的标记区域的设定位置、想要描绘CSF的关注区域的设定位置、背景部分的纵向磁化的缓和时间等摄像条件，适当地设定从t-SLIP的施加定时到最初的数据采集定时为止的期间t11。

在基于t-SLIP法的成像中有流入（flow-in）法与流出（flow-out）法。流入法是在关注区域上施加区域选择IR脉冲，使得关注区域中的纵向磁化反转，描绘出从关注区域的外部流入关注区域且未被标记的CSF的方法。另一方面，流出法是施加区域非选择IR脉冲使得纵向磁化反转，并且在标记区域上施加区域选择IR脉冲，使得标记区域内的CSF的纵向磁化反转为正值，有选择地描绘出从标记区域流入关注区域且被标记的CSF的方法。即，在流入法中标记区域被设定于关注区域，流出法中标记区域被设定于关注区域的外部。

因此，可以确定数据采集定时，使得在CSF流入关注区域后开始数据的采集。再有，在利用区域非选择IR脉冲使得背景部分的纵向磁化反转的情况下，也可以确定数据采集定时，使得在通过纵向缓和使背景部分的纵向磁化的绝对值成为零附近的定时开始数据的采集。

将这种t-SLIP用作标记脉冲的方法尤其使得磁共振成像装置20能够产生3T以上的高磁场，在确定标志的持续时间的缓和时间较长的情况下是有效的。

图6是表示在图4所示的摄像条件设定部40中设定的伴随SPAMM脉冲的施加的摄像条件的图。

在图6中横轴表示时间。如图6所示，在施加SPAMM脉冲后，连续重复多次数据采集（数据采集1,数据采集2,数据采集3,…）。因此，可以采集时间上连续的时间序列的时刻t21、t22、t23…的数据。而且，可以获得与施加t-SLIP的情况同样的效果。

SPAMM脉冲包括RF脉冲和调制梯度（modulated gradient）脉冲。图6表示在2个90°RF脉冲之间设置调制梯度脉冲来构成SPAMM脉冲的例子。而且，通过调整调制梯度脉冲的波形或施加轴，从而可以控制条纹图案或格栅图案的宽度。通过SPAMM脉冲的施加而形成的宽范围的图案伴随CSF的流动而移动。因此，在将SPAMM脉冲用作标记脉冲的情况下，可以获得能够在同一时刻观察宽范围内的CSF的动态的CSF像。还有，因为图案随着CSF的流动而移动，所以可以将从SPAMM脉冲的施加定时到最初的数据采集定时为止的期间t21设定得较短，使得实施上成为零。

另外，格栅图案与条纹图案相比，其标记脉冲的施加时间约为2倍。放射状图案与格栅图案相比，其标记脉冲的施加时间更长。因此，对于标记区域的图案而言，优选根据摄像目的或摄像条件来选择条纹图案、格栅图案、放射状图案等所希望的图案。

此外，在图5及图6中，作为成像数据的采集用的顺序，可以使用SSFP（steadystate free precession）顺序或FASE（FastASE：fast asymmetric spin echo或fastadvanced spin echo）顺序等任意的顺序。

再有，作为用于确定t-SLIP、SAT脉冲、SPAMM脉冲及DANTE脉冲等标记脉冲的施加定时的触发信号，可以利用时钟信号、ECG（electro cardiogram）信号或者脉波同步（PPG：peripheral pulse gating）信号等任意的信号。在利用ECG信号或PPG信号的情况下，ECG单元或PPG信号检测单元与磁共振成像装置20连接。

还有，在采集成像数据的同时取得被检测体P的呼吸同步信号或ECG信号，摄像后显示CSF图像之际，按照每帧并行显示（附带显示）表示各帧的摄像时刻与呼吸或心搏等时间相位是否对应的信息。在利用呼吸同步信号的情况下，优选1帧量的成像数据采集所需的期间（图5及图6中的数据采集1的期间）与呼吸的一个周期相比非常短。在呼吸的一个周期约为6秒的情况下，优选1帧量的成像数据采集所需的期间例如为0.3秒以下。

同样，也可以在采集成像数据的同时，监控呼吸所引起的腹部的扩张与收缩等规定部位的体动，在摄像后显示CSF图像之际，按照每帧并行显示（附带显示）表示各帧的摄像时刻与体动的哪个时间相位对应的信息。该情况下，也优选1帧成像数据的采集所需的期间与体动的一个周期相比非常短。

另外，在施加SPAMM脉冲或DANTE脉冲等标记脉冲之前，也可以施加区域非选择IR脉冲。这是由于该情况下如以下所说明的那样，认为能观测CSF的期间会增长。

图7是将在标记脉冲之前施加区域非选择IR脉冲时和没有施加区域非选择IR脉冲时的脉冲顺序与自旋的纵向磁化成分Mz的恢复过程一起进行表示的时序图。在图7（a）～图7（d）中，横轴为经过时间t，在图7（b）、（c）中，纵轴为纵向磁化成分Mz。在此，作为一例表示：在标记脉冲中采用作为饱和脉冲的SPAMM脉冲的例子。

图7（a）表示在标记脉冲之前施加区域非选择IR脉冲时的脉冲顺序，依据该脉冲顺序时的纵向磁化成分Mz的恢复过程如图7（b）所示。按照容易比较纵向磁化成分Mz的恢复过程的差异的方式，在图7（b）的正下方，作为图7（c）而示出未施加区域非选择IR脉冲时的纵向磁化成分Mz的恢复过程。图7（d）表示在标记脉冲之前未施加区域非选择IR脉冲时的脉冲顺序，图7（c）所示的纵向磁化成分Mz的恢复过程是依据图7（d）所示的脉冲顺序时的恢复过程。

在未施加区域非选择IR脉冲的情况下，用SPAMM进行过标记的CSF如图7（c）所示，从纵向磁化成分Mz倒转90°的状态逐渐回到静磁场方向。在此，认为在被标记过的CSF与未被标记的CSF之间的NMR信号的信号电平之差为规定值以上时，即两者的纵向磁化成分Mz之差为规定值以上时能够识别两者（能够观测CSF）。若这样认为，则在未施加区域非选择IR脉冲的情况下，能够观测CSF的数据采集期间成为图7（c）所示的Δt-observe2。

另一方面，在施加区域非选择IR脉冲的情况下，未被标记的CSF如图7（b）所示，在施加区域非选择IR脉冲后纵向磁化成分Mz反转180°，伴随着时间的经过，纵向磁化成分Mz恢复到静磁场方向。而且，施加区域非选择IR脉冲后被SPAMM脉冲标记的CSF如图7（b）所示，自旋的纵向磁化成分Mz仅向静磁场方向恢复90°。因此，被标记的CSF与未被标记的CSF相比，其纵向磁化成分Mz更早恢复到静磁场方向。然后，伴随着未被标记的CSF的恢复，在被标记的CSF与未被标记的CSF之间的纵向磁化成分Mz之差成为规定值之前，都能观测CSF。此时，能观测CSF的数据采集期间为图7（b）所示的Δt-observe1，比图7（c）所示的Δt-observe2更长。因此，在施加标记脉冲之前施加区域非选择IR脉冲的情况下，能够观测CSF的期间变长。

如上所述，在施加标记脉冲之前施加区域非选择IR脉冲的情况下，在处理NMR信号来生成图像数据的过程中，优选利用作为复数信号的磁共振信号的（并非绝对值）实部进行REAL重构处理。

更详细的是，在先施加区域非选择IR脉冲的情况下，NMR信号在数据采集的初期，其纵向磁化成分Mz为负值。相对于此，若进行通常的图像重构处理，则例如实部的平方与虚部的平方之和的平方根作为绝对值而成为亮度等级。此时，纵向磁化成分相当于-1的NMR信号和纵向磁化成分相当于1的NMR信号在亮度上均相等，在0～1的范围内进行亮度显示。

另一方面，进行REAL重构处理，在将纵向磁化成分相当于负值（例如-1）的NMR信号作为负值进行处理后，若与规定的信号电平（纵向磁化成分相当于1）相加，则可以在0～2的范围内进行亮度显示。即，与不进行REAL重构处理的情况相比，可以增大动态范围。

接着，对计算机32的其他功能进行说明。

顺序控制器控制部41具有基于来自输入装置33的信息，通过向顺序控制器31提供包含脉冲顺序的摄像条件，从而使其进行驱动控制的功能。另外，顺序控制器控制部41还具有从顺序控制器31接收原始数据，在形成于k空间数据库42的k空间内作为k空间数据进行配置的功能。

CSF像生成部43具有从k空间数据库42取入k空间数据，通过包含图像重构处理在内的数据处理来生成时间序列的CSF像数据的功能。

显示处理部44具有：对CSF像数据实施CSF部分的着色处理等显示处理的功能；和使显示装置34对显示处理后的CSF像数据进行显示的功能。

（动作及作用）

接着，对磁共振成像装置20的动作及作用进行说明。

图8是表示利用图3所示的磁共振成像装置20以非造影的方式摄像被检测体P的CSF像时的流程的流程图。

首先，在步骤S1中，摄像条件设定部40如图5、图6、图7（a）或图7（d）所示，设定在施加标记脉冲后连续进行数据采集的CSF摄像条件（图7（a）的情况下也一并设定在标记脉冲之前施加的区域非选择IR脉冲的摄像条件）。作为标记脉冲，可以利用t-SLIP、SAT脉冲、SPAMM脉冲或DANTE脉冲等脉冲。

接着，在步骤S2中，按照所设定的摄像条件执行CSF的成像扫描。

为此，预先将被检测体P置于诊视床37上，在被静磁场电源26励磁的静磁场用磁铁21（超导磁铁）的摄像区域形成静磁场。再有，从匀场线圈电源28向匀场线圈22提供电流，从而形成于摄像区域内的静磁场被均匀化。

而且，若从输入装置33向顺序控制器控制部41提供扫描开始指示，则顺序控制器控制部41将从摄像条件设定部40取得的包含脉冲顺序在内的摄像条件输入到顺序控制器31。顺序控制器31按照所输入的脉冲顺序，使梯度磁场电源27、发送器29及接收器30驱动，从而可以在放置有被检测体P的摄像区域内形成梯度磁场，并且可以从RF线圈24生成RF信号。

因此，通过被检测体P内部的核磁共振而生成的NMR信号由RF线圈24接收并被提供给接收器30。接收器30从RF线圈24接收NMR信号，在执行了规定的信号处理后通过进行A/D变换，从而生成数字数据的NMR信号即原始数据。接收器30将所生成的原始数据提供给顺序控制器31。顺序控制器31将原始数据提供给顺序控制器控制部41，顺序控制器控制部41将原始数据作为k空间数据配置在形成于k空间数据库内的k空间中。

另外，也可以与上述的脉冲顺序以及从被检测体P接收NMR信号（数据采集动作）并行地从被检测体P取得呼吸同步信号或ECG信号、或者进行被检测体P的规定部位的体动的监控。

接下来在步骤S3中，CSF像生成部43从k空间数据库42取入k空间数据，对该k空间数据实施包含图像重构处理的数据处理，由此生成时间序列的CSF像数据。此外，在步骤S2中在施加标记脉冲之前施加了区域非选择IR脉冲的情况下，在该步骤S3中，作为图像重构处理的一部分而采用REAL重构处理。

图9是表示利用图3所示的磁共振成像装置20拍摄到的CSF像数据的一例的图。

图9示出伴随DANTE脉冲的施加而采集到的某一时刻的CSF像。可以确认通过DANTE脉冲生成了条纹图案。再有，可以确认伴随CSF的流动，条纹图案也移动。在这种CSF像中，可以对CSF像数据实施显示处理，以便能够更好地观察CSF的动态。

该情况下，在步骤S4中，显示处理部44对CSF像数据实施显示处理，并使显示装置34显示进行过显示处理后的CSF像数据。

图10是表示对图9所示的CSF像数据实施显示处理并使CSF被识别显示出的例子的图。具体是，若对图9所示的CSF像数据实施信号反转处理，则灰度级反转。进而，若设定与CSF区域对应的信号的阈值，并对通过阈值处理而提取出的CSF区域实施着色处理，则可以更清楚的识别显示CSF。另外，也可以利用区域生长法（Region Growing Algorithms）重新提取（扩展）与通过阈值处理而被作为CSF区域提取出的位置在信号强度上具有连续性的区域作为CSF区域，对重新提取后的CSF区域实施着色处理。区域生长法如下所述：判断起点的附近像素是否满足预先指定的条件，在满足上述条件的情况下判断为所述附近像素属于相同区域，通过反复执行上述操作，从而提取作为目标的区域整体。

图10是为了方便而以灰度级（无彩色）表示对通过区域生长法重新提取出的CSF区域实施着色处理后使CSF清晰化的图像的附图。

再有，通过按照时间序列的顺序显示与不同时刻对应的多个CSF像，从而可以如电影图像（Cine Image）那样将CSF流动的样子作为运动图像来观察。而且，利用彩色图像可以很容易地掌握作为观察部分的CSF的详细动态。此时，只要在步骤S2中进行了呼吸同步信号的取得或ECG信号的取得、体动的监控的情况下，按照每帧并行显示（附带显示）各帧的摄像时刻与呼吸或心搏或体动的哪个时间相位对应的信息即可。

还有，也可以根据从摄像开始时刻开始的经过时间，按照每帧改变着色的基准。作为一例，考虑作为标记脉冲采用SPAMM脉冲且在标记脉冲之前不施加区域非选择IR脉冲的情况（参照图7（c））。在刚刚施加了作为饱和脉冲的标记脉冲之后，被标记的（纵向磁化成分Mz接近0）CSF和未被标记的CSF之间的纵向磁化成分Mz之差增大，两者的NMR信号的电平差也增大。从施加标记脉冲开始随着时间的经过，被标记的CSF的纵向磁化成分Mz也逐渐向静磁场方向恢复，被标记的CSF与未被标记的CSF之间的NMR信号的电平差减小。

在此，在白色对应于灰度级（grey scale）显示的100％，黑色对应于灰度级显示的0％的情况下，来自未被标记的CSF的NMR信号与数据采集时刻无关，信号电平接近于最高，因此在CSF图像中灰度级例如表现为约100％（白色）。另一方面，来自被标记的CSF的NMR信号在数据采集时刻为最先的帧中，由于信号电平接近于最低，故灰度级例如表现为0％（黑色），但是在数据采集时刻较晚的帧中，随着纵向磁化成分Mz的恢复，信号电平上升，因此灰度级例如表现为50％（灰色）。

因此，进行图像处理，以便被标记的CSF在所有帧中例如共同表现为黄色，且未被标记的CSF在所有帧中例如共同表现为红色，且所提取出的CSF区域例如仅在红色到黄色的着色范围内表现。此时，在数据采集开始时刻为最先的帧中，以黄色表示灰度级0％，越是数据采集开始时刻较晚的帧，就越提高与黄色显示对应的灰度级的百分比。同时，不管数据采集时刻如何，都使灰度级100％与红色对应。由此，可以在所有的帧中通用的相同彩色来显示被标记的CSF，可以在视觉上容易判别CSF的活动。

图11表示对将标记区域设为条纹图案后摄像的CSF像数据实施显示处理从而使CSF被识别显示出的其他例子。

图12表示对将标记区域设为格栅图案后摄像的CSF像数据实施显示处理从而使CSF被识别显示出的例子。

图13表示对将标记区域设为放射状图案后摄像的CSF像数据实施显示处理从而使CSF被识别显示出的例子。

在图11、12、13中以黑白的灰度级进行表示，但实际上例如将图11、12、13中完全被涂黑的区域作为被标记的CSF，用黄色来表示；将被涂成灰色的区域作为未被标记的CSF，用红色表示。

如图11、12、13所示，可以确认整个图像内生成了条纹状、格栅状或放射状的被标记的图案。以黄色表示的被标记的CSF从上述的条纹状、格栅状或放射状的标记图案的区域偏离，由此可以确认CSF移动。

（效果）

如上所述，在本发明的磁共振成像装置20中，（施加区域非选择IR脉冲后，或者不施加区域非选择IR脉冲）在施加标记脉冲之后，连续地采集与不同时刻对应的多帧量的CSF像数据，对CSF像数据实施着色处理等显示处理，从而使CSF被识别显示出。即，在进行了一次标记后，连续地进行与各个CSF图像的帧对应的数据采集，因此无论在哪一帧中，被标记的CSF都是相同的。因此，可以采集到能够容易地掌握CSF的动态的CSF像数据。另外，可以连续地描绘宽范围内的CSF的动态。

换言之，在临床上，在活动停止的CSF的情况下可以可靠地判定停止。再有，在正常的CSF的情况下可以使得CSF如何活动可视化。例如，虽然脑积水（hydrocephalus）和蛛网膜下出血（subarachnoid hemorrhage）呈现相同的症状，但蛛网膜下出血在CSF不活动这一点上与脑积水不同。因此，根据磁共振成像装置20，能够判别脑积水与蛛网膜下出血。

再有，根据磁共振成像装置20，能够掌握CSF的动态，能够测定CSF的流速。具体的是，检测以条纹等图案标记的特定部位的CSF在下一帧的CSF图像中移动何种程度的距离，通过将该移动距离除以帧间的摄像时刻的时间差，从而可以计算CSF的流速。

进而，因为无需如现有的t-SLIP法那样设定多个BBTI，故可以取得无时间差的图像数据。

另外，在磁共振成像装置20中，对于CSF以外的血液等流体的成像也可以同样地进行。尤其是适用于没有周期性的流体的成像。

Claims

1.一种计算机处理显示系统，具有显示装置和显示处理装置，该显示处理装置至少包括一个计算机，

所述计算机处理显示系统构成为：

所述显示处理装置从脑脊髓液像数据中提取脑脊髓液的区域，制作在所提取出的区域中识别出被标记后的脑脊髓液与未被标记的脑脊髓液的脑脊髓液像；

使所述显示装置识别显示所述脑脊髓液像。

2.根据权利要求1所述的计算机处理显示系统，构成为：所述显示处理装置制作对被标记后的脑脊髓液与未被标记的脑脊髓液分别着色了相互不同的颜色而得到的脑脊髓液像。

3.根据权利要求1所述的计算机处理显示系统，构成为：所述显示处理装置根据数据采集定时相互不同的多个所述脑脊髓液数据制作多个脑脊髓液像，以便在数据采集定时相互不同的所述多个脑脊髓液像间采用共同的颜色表现所述被标记后的脑脊髓液，并且，在所述数据采集定时相互不同的所述多个脑脊髓液像间采用共同的颜色表现所述未被标记的脑脊髓液。

4.根据权利要求1所述的计算机处理显示系统，构成为：所述显示处理装置在根据数据采集定时相互不同的多个所述脑脊髓液数据制作多个所述脑脊髓液像的情况下，根据所述脑脊髓液数据的采集定时，改变分配给规定颜色的灰度级的百分比。

5.根据权利要求1所述的计算机处理显示系统，构成为：所述显示处理装置取得脑脊髓液被标记成条纹状的多个脑脊髓液像数据。

6.根据权利要求1所述的计算机处理显示系统，构成为：所述显示处理装置取得脑脊髓液被标记成格子状的脑脊髓液像数据。

7.根据权利要求1所述的计算机处理显示系统，构成为：所述显示处理装置取得脑脊髓液被标记成放射状的脑脊髓液像数据。

8.一种磁共振成像装置，包括：

磁共振数据采集部，采集包含被标记后的脑脊髓液在内的脑脊髓液像数据；

显示处理部，从所述脑脊髓液像数据中提取脑脊髓液的区域，制作在所提取出的区域中识别出被标记后的脑脊髓液与未被标记的脑脊髓液的脑脊髓液像，并使显示装置识别显示所述脑脊髓液像。

9.根据权利要求8所述的磁共振成像装置，所述磁共振数据采集部在标记脉冲的施加之后连续采集多个磁共振数据。

10.根据权利要求8所述的磁共振成像装置，所述磁共振数据采集部通过重复“在标记脉冲的施加之后采集用于生成脑脊髓液像数据的磁共振数据的动作”，来采集多个磁共振数据。