CN104379057B - 磁共振成像装置 - Google Patents

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Abstract

实施方式所涉及的磁共振成像装置具备序列控制部。上述序列控制部在施加了与自由水质子的共振频率不同的频率的MT(Magnetization Transfer)脉冲之后，收集摄像对象的磁共振信号。另外，上述序列控制部一边使上述MT脉冲的频率在基于上述摄像对象所包含的限制质子的T2弛豫时间的频带内变化，一边分别关于多个频率收集上述磁共振信号。

Description

磁共振成像装置
技术领域
本发明的实施方式涉及磁共振成像装置。
背景技术
以往，在磁共振成像中，存在被称为MTC(Magnetization Transfer Contrast：MTC)效果或CEST(Chemical Exchange Saturation Transfer：CEST)的方法。在生物体组织内的质子中，存在自由水质子以及通过与高分子结合来限制运动的限制质子。在MTC效果中，利用自由水质子与限制质子之间的磁化传递。其原理如下。首先，施加与自由水质子的共振频率不同的共振频率的MT脉冲，抑制限制质子的信号。限制质子与周围的自由水质子进行交换，因此，抑制了信号的限制质子的磁化移动到自由水质子中的结果，自由水质子的信号减少。另外，在CEST中，将具有特定的频率的限制质子(例如，氨基、羟基)与自由水质子之间的磁化传递作为对象。
现有技术文献
非专利文献
非专利文献1：Wolff,et al,“Magnetization Transfer Contrast(MTC)andTissue Water Proton Relaxation In Vivo,”Magn.Reson.Med.,Vol.10,pages 135-144(1989)
非专利文献2：Ward,et al,“A New Class of Contrast Agents for MRI Basedon Proton Chemical Exchange Dependent Saturation Transfer(CEST),”J.Magn.Reson.,Vol.143,pages 79-87(2000)
发明内容
本发明要解决的问题在于，提供一种能够利用磁化传递，检测生物体组织内的高分子的特性的磁共振成像装置。
实施方式所涉及的磁共振成像装置具备序列控制部。上述序列控制部在施加与自由水质子的共振频率不同的频率的MT(Magnetization Transfer)脉冲之后，收集摄像对象的磁共振信号。另外，上述序列控制部一边使上述MT脉冲的频率在基于上述摄像对象所包含的限制质子的T2弛豫时间的频带内变化，一边分别关于多个频率收集上述磁共振信号。根据上述构成的磁共振成像装置，能够检测生物体组织内的高分子的特性。
附图说明
图1是构成为利用MTC效果通过磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging：MRI)自动检测生物体组织内的高分子的特性的示例的实施方式所涉及的MRI系统高度图式化的框图。
图2是针对非限制的核磁共振(Nuclear Magnetic Resonance：NMR)核(即，水质子)，表示信号强度与来自拉莫尔(Larmor)频率的频率偏差的关系的曲线图，是由实例示出半最大值全宽度(Full Width Half Maximum：FWHM)与结合高分子的T2参数是反比例的关系的曲线图。
图3是两个曲线拟合模型，是表示“长”FWHM以及“短”FWHM(例如，与T2/T2＊对应，或者更一般而言，是表示有益于MTC交换的高分子质子的T2值的T2e)的分量的曲线图。
图4是表示用于求FWHM的频谱响应曲线拟合分析的另一曲线图。
图5是表示年轻的志愿者以及年长的志愿者中的长T2/T2＊集合的相对振幅的图像。
图6是表示年轻的志愿者以及年长的志愿者中的超短T2/T2＊集合的相对振幅的图像。
图7是表示用于实现利用Z-频谱自动地检测生物体组织内的高分子的T2/T2＊特性的示例的实施方式的计算机程序代码构造的流程图。
图8A是表示灰质的Z-频谱和短T2es的可交换质子以及长T2el的可交换质子中的曲线拟合的图。
图8B是表示白质的Z-频谱和短T2es的可交换质子以及长T2el的可交换质子中的曲线拟合的图。
图9A是针对9位健康的志愿者示出的T2el的彩色图。
图9B是针对9位健康的志愿者示出的T2es的彩色图。
图9C是针对9位健康的志愿者示出的T2el半最大值全宽度(Full Width at HalfMaximum：FWHM)的彩色图。
图9D是针对9位健康的志愿者示出的T2es半最大值全宽度的彩色图。
图10是表示T2es强调对比图像(a)与灰质以及白质的图像化段(b)的比较的图。
图11是示出脑干神经节区域曲线拟合后的T2el(左上)、T2es(左下)、T2el的FWHM(右上)、以及T2es的FWHM(右下)，另外在中央示出参考图像的图(对5个不同的脑组织，添加有尾状核、尾壳核、苍白球、丘脑、以及海马的符号)。
图12是表示小脑区域曲线拟合后的T2el(左上)、T2es(左下)、T2el的FWHM(右上)、以及T2es的FWHM(右下)，另外在中央示出参考图像的图。
图13是用于说明在示例的实施方式中执行的脉冲序列的图。
具体实施方式
以下，参照附图，说明实施方式所涉及的磁共振成像装置(以下，适当地称为“MRI(Magnetic Resonance Imaging：MRI)系统”)。另外，实施方式并不限定于以下的实施方式。另外，在某一实施方式中说明的内容原则上在其他的实施方式中也同样能够适用。另外，“T2”以及“T2”均意味着自旋-自旋弛豫。另外，相对于将真的T2弛豫时间标记为“T2e”，当由于TR(Repetition Time：TR)的限制等不一定能够称为真的T2弛豫时间时，进行标记为“T2/T2＊”等进行区别，但该区别并不严格，本实施方式在任一情况下都能够适用。
图1是表示构成为利用MTC(Magnetization Transfer Contrast：MTC)效果，通过磁共振成像自动检测生物体组织内的高分子的特性的、示例的实施方式所涉及的MRI系统高度图式化的框图。图1所示的MRI系统具备扫描架10(概略地由截面图所示)以及与扫描架10连结的各种关联系统组件20。通常，至少扫描架10被设置在被屏蔽的房间内。在图1所示的MRI系统的结合构造中，包含由静磁场B0磁铁12、Gx、Gy、Gz倾斜磁场线圈组14、RF(RadioFrequency)线圈总成16构成的、一个实质上同轴且为筒形的构造体。沿着由诸元件构成的该筒形的排列体的水平轴，存在被被检体床或者台11支承的、示出为实质上包围作为被检体9(例如，头部)的对象的解剖学组织(即，关心区域(Region Of Interest：ROI))的区域的成像区域18。
MRI系统控制部22的输入/输出端口与显示部24、键盘/鼠标26、以及打印机28连接。不言而喻，显示部24为了也发挥输入控制信号的功能，也可以是触摸屏类。
MRI系统控制部22与MRI序列控制部30连接。该MRI序列控制部30控制Gx、Gy、Gz倾斜磁场线圈驱动器32，还控制RF发送部34以及(当发送以及接收均使用相同的RF线圈)发送/接收开关36。对于本领域的技术人员而言不言而喻，将RF信号向成像容积内的ROI发送和/或从成像容积中接收能够使用各种很多类型的RF线圈(例如，全身用线圈、表面线圈、鸟笼型线圈、线圈阵列等)。这些也不言而喻，但为了向MRI序列控制部30提供心电图(Electrocardiogram：ECG)同步信号、呼吸同步信号、和/或脉搏同步信号，能够将一个或者多个合格的生理学传感器(transducer)8佩戴于被检体的身体上。MRI序列控制部30还能够访问在MRI序列控制部30的能力范围中已经能够利用的、用于执行MRI数据收集序列的合格的程序代码构造38。例如，使用规定特定的MRI数据收集序列参数的操作者输入和/或系统输入，生成包含MTC效果的MR图像。
MRI系统20搭载有RF接收部40，但为了生成向显示部24(或者，向之后能够观察的其他位置)发送的处理完成图像数据，向MRI数据处理器42提供输入。MRI数据处理器42构成为还能够访问图像重建程序代码构造44、以及MR图像存储器46(例如，为了保存由按照本示例的实施方式以及图像重建程序代码构造44的处理导出的MR图像数据)。
MRI系统程序/数据保存部50也以一般化的形式由图1示出。在此，保存完成的程序代码构造(例如，用于使用MTC效果进行生物体组织高分子特性的MRI检测的程序代码构造、相关联的图形用户界面(Graphical User Interface：GUI)、对图形用户界面的操作者的输入等)被保存在MRI系统的各种数据处理组件能够访问的计算机可读存储介质中。对于本领域的技术人员而言不言而喻，对MRI系统程序/数据保存部50进行细化，能够将至少其一部分与关联系统组件20的诸处理计算机中的不同的处理计算机，即与在通常的动作中最紧急需要该保存程序代码构造的部件直接连接(即，以共有的形式进行保存，不是与MRI系统控制部22直接连接)。
实际上，对于本领域的技术人员而言不言而喻，图1是简化显示的典型的MRI系统的非常精细的示意图，为了实施后述的示例的实施方式，增加了若干变更。系统的组件能够分割成“箱”形的各种逻辑处理的组合。典型而言，具备多个数字信号处理器(DigitalSignal Processor：DSP)、微处理器、特殊用途处理电路(例如，用于高速A/D转换、高速傅立叶转换、阵列处理等的)。这些处理器的各个典型的情况下是时钟控制式的“状态机器”，当发生各时钟周期(或者，规定数的时钟周期)时，这些物理的数据处理电路立即从某一物理状态向另一物理状态前进。
处理电路(例如，CPU(Central Processing Unit：CPU)、寄存器、缓冲器、运算单元等)的物理状态除了在动作中处理从一个时钟周期向另一时钟周期前进地变化之外，相关联的数据存储介质(例如，磁性存储介质的位保存部位)的物理状态也在该系统的动作中，从一个状态向另一状态转换。例如，在MR成像重建过程结束时，物理存储介质内的阵列状的计算机可读可访问的数据值保存部位(例如，像素值的多进制表现)从某一之前状态(例如，全部一律为“0”值或者全部为“1”值)转换为新的状态。此时，该阵列的物理部位的(例如，像素值的)物理状态反映现实的物理现象以及状态(例如，涵盖被图像化的区域空间整体的被检体的诸组织)，成为最小值与最大值之间的不同的值。对于本领域的技术人员而言不言而喻，该阵列状的保存数据值表示物理构造，另外，构成物理构造。当该保存数据值向命令寄存器写入和依次由MRI系统的一个或者多个CPU执行时，发生特定的动作状态的序列，该情况与以在MRI系统内部进行迁移的方式发挥作用的特定的构造的计算机控制程序代码的情况相同。
下述的示例的实施方式提供实施了改良的、收集MRI数据，和/或对MRI数据收集进行处理的装置、和/或生成MR图像，并显示的装置。
在上述的MRI系统中，例如，MRI序列控制部30在施加了与自由水质子的共振频率(例如，中心频率)不同的频率的MT(Magnetization Transfer：MT)脉冲之后，收集摄像对象的MR信号。另外，例如，MRI序列控制部30一边使MT脉冲的频率在基于摄像对象所包含的限制质子的T2弛豫时间的频带内变化，一边分别针对多个频率收集MR信号。此时，当假设在摄像对象中包含T2弛豫时间不同的至少两个限制质子时，MRI序列控制部30在基于相对较短的T2弛豫时间的大范围的频带内，使MT脉冲的频率变化。
另外，例如，MRI系统控制部22(还被称为“分析部”)通过基于信号强度与频率的关系对分别针对多个频率收集到的MR信号进行分析，从而在分析的每个范围得到Z-频谱。另外，MRI系统控制部22根据Z-频谱，导出与T2弛豫时间不同的至少两个限制质子相关的值。例如，导出至少两个限制质子的比例以及至少两个限制质子各自的T2弛豫时间中的至少一方。另外，MRI系统控制部22生成将基于根据Z-频谱得到的与限制质子相关的值的颜色映射到重建的MR图像上而得的图像，并将生成的图像显示在显示部24上。针对这些方面，以下详细地说明。
假设在高分子中的比较自由的水质子与限制质子之间存在质子交换。为了对可交换的质子进行评估，使用通过磁共振成像(Resonance Imaging：RI)测量到的“Z-频谱”。在脑中，灰质(Gray Matter：GM)以及白质(White Matter：WM)含有具备神经元的髓鞘的细胞体以及轴索，在各种可交换的环境下，能够发挥其作用。在以下的示例的实施方式中，在灰质以及白质中，由于超短自旋-自旋弛豫(T2)，提倡至少存在两个可交换的环境。在该研究中，我们将物理洛伦兹模型适用于MRI的Z-频谱，在人脑的两个可交换的环境中进行曲线拟合。我们从该结果中发现，在健康的志愿者中，两个可交换的区划表示短T2可交换质子(T2e～50μs)以及长T2可交换质子(T2e～2500μs)的集团。通过对短T2e以及长T2e进行分析，从而能够提供MRI对比度的、还没有报告的新的局面。
根据MTC效果，能够观察具有各种高分子组成的组织和/或脏器的高分子中的、散装“自由”水质子和“限制”质子的相互作用。从而，在各种人体组织中，能够根据高分子的性质，使用MTC效果生成MRI对比度，能够使MRI对比度变化。被熟知的MTC的对比度效果在脑、肾脏、心肌的形态评估、以及颅骨内的MR血管造影法(MR Angiography：MRA)中的血液与脑实质之间的对比度的提高中被证实。
针对MTC效果，另外，为了研究以与散装水质子不同的频率共振的可交换的质子的化学交换饱和转移(Chemical Exchange Saturation Transfer：CEST)，通过使用RF脉冲选择性地使NMR(Nuclear Magnetic Resonance：NMR)核饱和的方法，进行进一步的调查。成为CEST的主因的质子一般是氨、胺、以及羟基的质子。这些是包含散装水质子的MTC可交换质子。CEST频谱(还有时称为“Z-频谱”)是通过绘制自由水质子的MR信号强度(其有时随着偏共振RF激发脉冲而降低)来实现的MTC效果的频谱。MTC效果的初始的概念是指通过检测来自自由水质子的信号(通过与具有短T2分量的质子的磁化的交换而诱发的结果)降低的情况，不能观察在光谱学中不能观察的T2的短的高分子质子的分量。
脑MRI中的灰质与白质之间的对比度由大量的研究者进行了调查。T1强调图像中的成人的白质的相对亮度由髓产生，这一情况被熟知。然而，针对支配该情况的机制还未知。有人推测原因是髓的胆固醇。
在神经元中，细胞体主要位于灰质内，轴索主要位于白质内。这些轴索被髓鞘包围。轴索内的水质子应该具有比较自由的活动，但髓鞘内的水质子被髓鞘的多个层限制活动。
在示例的实施方式中，我们假设至少存在两个可交换的质子分量(且由实例示出)。一个是由通常的Z-频谱观察的T2长的“长T2分量(T2el)”，另一个是T2相当短的“超短T2分量(T2es)”。
MTC效果能够观察为自由水质子的NMR响应信号降低。该降低是通过施加非共振(即，从自由水质子的拉莫尔频率偏移)RF激发脉冲而诱发的、与高分子质子交换的结果。CEST频谱(特别地，当涉及水(H2O)质子时，有时被称为Z-频谱)是由涵盖+/-5ppm(或者，在3T中，+/-650Hz)的频率范围的MTC效果得到的频谱。为了得到表示短的T2/T2＊分量(或者其他的NMR效果)的Z-频谱，需要在比较的大的频率范围内收集受到MTC的影响的质子的信号。特别地，高分子的NMR磁化可交换的质子可能需要多个环境。为了找出对应的多个频率分量，例如，以位于基于曲线拟合的Z-频谱图像上的方式，对包含短T2/T2＊分量以及长T2/T2＊分量(或者其他的NMR效果)的、至少两个分量进行可视化处理。
在示例的实施方式中，“短”FWHM(Full Width at Half Maximum：FWHM)意味着具有约70％的可交换的质子的长T2/T2＊分量。相反，“长”FWHM意味着占有大约20％的可交换的质子的“短”T2/T2＊分量。该FWHM值是转换成微秒区域的值，100μs被认为极短。200μsT2/T2＊比较的长。短T2/T2＊分量被认为目前表示轴索的髓鞘内部的可交换的质子。髓鞘位于白质内。长T2/T2＊分量位于神经元的细胞体内，但该细胞体主要位于脑的灰质内。从而，如果这些不正常，也不会是存在疾病。
在以往的MTC频谱法中，需要通过对MTC脉冲(还被称为“MT脉冲”)使用各种偏频来收集图像数据的各集，接着，通过测量关心区域(Region Of Interest：ROI)的信号强度，从而绘制频谱。从该频谱中，能够观察自由水与氨、胺、以及羟基的质子的相互作用。此外，在调查限制质子与自由水质子交换NMR磁化的样子，通过使用非共振频率的照射观察更良好的对比度(或者，自由水ROI的信号降低)中，能够使用MTC效果。然而，没有尝试调查限制质子与自由水质子之间的关系，确定高分子的限制质子的状态。
如果使用MTC关联频谱的半最大值全宽度(Full Width at Half Maximum：FWHM)参数，则认为能够评估不同的高分子的关联相对值。由异常组织(例如，癌细胞)构成的区域与正常组织的区域相比较，具有不同的频谱。通过测量频谱的FWHM，从而能够推定异常环境的值(例如，T1、T2、T2/T2＊等)。
为了以该目的得到MTC关联频谱，为了能够设定所希望的频率区域、偏频的增量、以及MRI数据收集序列的类型，需要MTC关联频谱用的合适的图形用户界面(GraphicalUser Interface：GUI)。
在收集到数据之后，绘制关心区域的MTC关联频谱，推定这些频谱的FWHM参数(例如，1/FWHM例如与高分子的T2/T2＊值成比例)。例如，参照图2。图2是针对非限制的核磁共振核(即，水质子)，示出信号强度与来自拉莫尔(Larmor)频率的频率偏差的关系的曲线图，是由实例示出半最大值全宽度与结合高分子的T2参数是逆比例的关系的曲线图。在该图中，频谱绘制的FWHM参数表示限制环境或者高分子环境的1/T2。
图3是两个曲线拟合模型，是表示“长”FWHM以及“短”FWHM(例如，与T2/T2＊对应，或者更一般的情况是表示有助于MTC交换的高分子质子的T2值的T2e)的分量的曲线图。如图3所示，对MTC关联频谱的信号进行模型化的图能够使2分量曲线拟合模型以及FWHM，即，分别同时使“长”分量以及“短”分量(例如，T1、T2、T2/T2＊、等)的双方拟合。
示例的实施方式能够以所希望的频率范围、偏频的增量、以及MTC关联频谱的输出合适的状态，自动收集MTC关联频谱。在收集了全部图像数据之后，根据收集后的全部图像，计算关心区域(Region Of Interest：ROI)的体素的频谱。正常组织环境对异常组织环境的识别以及对比在收集并处理的图像中，在视觉上很明显。
与偏频分布于-6～+6ppm之间的以往的Z-频谱收集不同，在示例的实施方式中，选择使用扩大到-30kHz～+30kHz的范围的非共振频率范围的、伴随着MT饱和的协议。使用53步骤的偏频(3T)。[30000，28000：-3000：1000，750：-50：-750，-1000：-3000：-28000，-30000]Hz。为了改善MTC脉冲的形状，在我们的序列中，实现了时间带宽积为8的10sinc脉冲。RF脉冲继续时间分别为40ms。作为准备脉冲，MTC脉冲使TR/TE＝8553/60ms，插入到FASE2D基本成像序列。翻转(flip)角以及摆动(flop)角分别为90°以及90°。面内分辨率为1.0mm×1.1mm，切片厚为5mm。对每个测试者，收集一个单一成像切片。从而，相对于各测试者的总收集时间为大约10分钟。对于9位测试者全员，在脑梁主体的正下方轴向(axial)方向配置成像切片。对于9位测试者中的1人，在两个不同的成像位置中，实施收集两次以上。一个设定在轴向方向，通过第3心室(脑干神经节的水平)。另一个倾斜配置，通过小脑。这两个实验的目的在于确认在我们的研究中提唱的方法对成像位置提高耐性的情况。
示例的实施方式提供用于收集Z-频谱的GUI，包含Z-频谱图像的收集、Z-频谱的收集以及该Z-频谱的半最大值全宽度(Full Width at Half Maximum：FWHM)参数的计算。本收集能够通过可选择的频谱宽度、非共振频率的可选择的增量(例如，从-30,000Hz到+30,000Hz为500Hz刻度，或者在F0附近小，当频率＞±5,000Hz时以大的刻度)来进行控制。例如，在一实施方式中，存在使用下述的频移收集到的53个数据点。这些频移相互间具有各种增量差(例如，使用2kHz，3kHz，50Hz的增量)。朝向-30kHz～+30kHz范围整体的中心，增量变小，从而，所收集的数据点在预期到频谱的峰值的中央区域附近更密集。即，在本示例的实施方式中，MRI序列控制部30使在频带内变化的MT脉冲的频率的间隔在频带内不均匀。例如，MRI序列控制部30使在频带内变化的MT脉冲的频率的间隔在自由水质子的共振频率附近的频带中变短(密)，在远离自由水质子的共振频率的频带中变长(粗)。
-30KHz；-28KHz；-25KHz；-22KHz；-19KHz；-16KHz；-13KHz；-10KHz；-7KHz；-4KHz；-1KHz；-750Hz；-700Hz；-650Hz；-600Hz；-550Hz；-500Hz；-450Hz；-400Hz；-350Hz；-300Hz；-250Hz；-200Hz；-150Hz；-100Hz；-50Hz；0Hz；+50Hz；+100Hz；+150Hz；+200Hz；+250Hz；+300Hz；+350Hz；+400Hz；+450Hz；+500Hz；+550Hz；+600Hz；+650Hz；+700Hz；+750Hz；+1KHz；+4KHz；+7KHz；+10KHz；+13KHz；+16KHz；+19KHz；+22KHz；+25KHz；+28KHz；以及+30KHz。
相对于MTC脉冲的各种偏频的规定的频带在此远大于以往的化学交换饱和转移(Chemical Exchange Saturation Transfer：CEST)分析的频带。特别地，我们的示例的实施方式所需的MTC关联频谱的收集在与预期的高分子频谱对应的比较的大的范围全域中，收集多组MRI数据。这样，能够测量超短T2值，为分析进行准备，对这些值进行曲线拟合。例如，相对于T2＝50μs，20kHz的带宽(即，±10kHz)大概合适。另一方面，在T2＝10μs中，大概100kHz的带宽(即，±50kHz)更合适。
MRI数据收集序列本身包含2D序列以及3D序列，事实上能够作为任意的所希望的序列(例如，FASE、EPI、bSSFP、FFE、FE、FSE、SE等)。相对于所选择的ROI的图像数据的各组提供与MTC相关联的频谱以及FWHM。在收集频谱之后，例如，为了提供相对于高分子环境的两个T2/T2＊值(例如，长的范围以及短的范围)，能够针对ROI中的任意的指定区域计算FWHM。在收集了全部图像数据之后，根据收集图像，计算关心区域(Region Of Interest：ROI)的FWHM值或者组织值(例如T2/T2＊)。希望涵盖指定的频谱宽度，实质上一边维持一定的RF信号接收增益，一边由相同的序列或者连结的序列，作为MRI数据的集收集k空间数据。
如果针对MTC关联频谱的至少两个分量(例如，长以及短)进行曲线拟合，则在所得到的图像上重叠T2量的状态下，能够得到短T2分量以及长T2分量。能够将正常的变动范围的各脏器中的典型的所预期的正常值(短以及长)的FWHM(或者例如T2/T2＊)作为参照基准来使用。另一方面，表示疾病区域能够使用不同的FWHM(或者例如T2/T2＊)值。
图4是表示用于求FWHM的频谱响应曲线拟合分析的另一曲线图。由其他的人们暗示的一个可能的曲线拟合模型使用(图4所示的)洛伦兹型的线形状。假设存在至少两个可交换的质子集合，因此，我们的2分量模型能够由(1)式，如以下那样表现。
【数学公式1】
y：(标准化)实测Z-频谱
x：MTC脉冲的偏频(-30～30kHz)
A1/2：长/短T2可交换分量的振幅
LW1/2：长/短T2分量的FWHM(与T2值成反比例)
为了提取与两个可交换质子分量相关的信息，即，为了推定A1/2以及LW1/2，收集到的MR图像使用解非线性最小二乘问题的MATLAB(马萨诸塞州州，纳蒂克，MathWorks，Inc.)的lsqnonline函数，与(1)式的信号模型进行曲线拟合。我们将该数据以两个不同的形态进行处理。在第1种方法中，3个关心区域(Regions Of Interest：ROI)，即，灰质、白质、以及脊髓液(Cerebrospinal Fluid：CSF)被细分为SPM8(统计参数映射，www.fil.ion.ucl.ac.uk/spm/)。计算各ROI的平均信号，接着，在(1)式中作为输入来供给。在第2种方法中，使用洛伦兹型线性状，按照体素单位，对信号进行曲线拟合。
图5表示相对于年轻的志愿者以及年长的志愿者“长”T2/T2＊集合的振幅。图5是表示年轻的志愿者以及年长的志愿者中的长T2/T2＊集合的相对振幅的图像。
图6表示相对于年轻的志愿者以及年长的志愿者的超“短”T2/T2＊集合的振幅。图6是表示年轻的志愿者以及年长的志愿者中的超短T2/T2＊集合的相对振幅的图像。
下述的表1示出曲线拟合以及参数提取的结果例(表中，GM＝灰质，WM＝白质)。
【表1】
(表1)
根据曲线拟合例的结果，作为上位的(约70％)分量得到长T2＊，作为下位的(例如，约10～20％)分量得到短T2＊。高分子的长T2＊分量在灰质中表示比较高的百分率，短T2＊分量在白质中表示比较高的比例。在一实施方式中，“短”T2/T2＊FWHM范围能够由不足100μs的值构成，“长”T2/T2＊FWHM范围能够由超过100μs的值构成。
总结上述的内容如下。本示例的实施方式通过利用MTC效果的磁共振成像检测生物体组织内的高分子的特性，在视觉上输出该检测结果，从而提供以往不存在的临床上能够有用地活用的信息。
首先，在本示例的实施方式中，作为能够与自由水质子进行交换的高分子质子，假设至少存在两个高分子质子。特别地，在灰质以及白质的情况下，假设存在T2弛豫时间短的高分子质子(短T2/T2＊分量)和T2弛豫时间长的高分子质子(长T2/T2＊分量)。所谓T2弛豫时间短例如是50μs以下，所谓T2弛豫时间长例如是2500μs以下。这样，在本示例的实施方式中，假设存在T2弛豫时间“非常”短的高分子质子。
为了检测这样的短T2/T2＊分量，在本示例的实施方式中，在与以往完全不同的大范围的频带中进行MT脉冲的施加，针对大范围的频带得到Z-频谱。即，不是将仅仅-5ppm～+5ppm左右(在3T中，-650Hz～+650Hz左右)的频带作为对象而得到Z-频谱，在本示例的实施方式中，针对-30kHz～+30kHz或-50kHz～+50kHz这样与以往完全不同的规则的频带，得到Z频谱。另外，所谓Z-频谱一般是指针对一边使MT脉冲的频率变化一边收集到的MR信号，设纵轴为信号强度，设横轴为频率时所描绘出的曲线。
在本示例的实施方式中，MT脉冲的频带大概根据假定的短T2/T2＊分量来决定。即，在T2弛豫时间与Z频谱之间，存在Z频谱的曲线的FWHM(Full Width at Half Maximum：FWHM)的倒数是T2弛豫时间的关系。因此，能够根据假定的短T2/T2＊分量求Z频谱的曲线的FWHM，根据求得的FWHM确定MT脉冲的频带。
这样，在本示例的实施方式，MRI系统一边使MT脉冲的频率在大范围内变化一边进行MR信号的收集，针对大范围的频带得到Z-频谱。另外，Z-频谱可以按照像素单位(像素单位、体素单位)进行分析，也可以按照另外设定的ROI(Region Of Interest：ROI)的单位来分析。或者，Z-频谱也可以分类为灰质和白质进行分析。
接着，在本示例的实施方式中，MRI系统将得到的Z-频谱分离成长T2/T2＊分量和短T2/T2＊分量。即，假设存在短T2/T2＊分量而大范围地收集到的Z-频谱只不过是一条曲线。因此，MRI系统根据在该一条曲线中包含两个分量的假定，将所得到的Z-频谱分离成两个分量。
分离的方法并没有限定，但在本示例的实施方式中，利用洛伦兹型的曲线拟合模型。在洛伦兹型的曲线拟合模型中，如(1)式所示，当假定存在两个分量时，表示长T2/T2＊分量与短T2/T2＊分量的比例的参数“A1”以及“A2”、表示各个FWHM的参数“LW1”以及“LW2”的4个参数是未知的变量。实测的Z-频谱“y”和MT脉冲的频率“x”是已知的，因此，能够通过解(1)式来求4个参数“A1”、“A2”、“LW1”、“LW2”。
这样，在本示例的实施方式中，MRI系统针对规定的切片，例如，按照像素单位，能够得到该像素中的长T2/T2＊分量与短T2/T2＊分量的比例或长T2/T2＊分量以及短T2/T2＊分量各自的FWHM(即，T2弛豫时间)的信息。之后，以有用的形式提供该得到的信息即可。作为其提供的方法，在本示例的实施方式中，提出了基于表形式的方法和对所得到的MR图像本身彩色映射所得到的信息的方法等。
今后，通过在本示例的实施方式示出的那样的收集方法进行摄像，进行与收集到的MRI数据相关的分析或考察，从而能够根据在本示例的实施方式中得到的各种信息，示出怎样的情况是正常组织，怎样的情况是异常组织的临床见解。
图7是表示用于实现利用Z-频谱自动检测生物体组织内的高分子的T2/T2＊特性的示例的实施方式的计算机程序代码构造的流程图。通常，在基于MRI系统的检查中，包含用于收集各种诊断用的图像(例如，T1强调图像、T2强调图像、电影图像等)的成像序列组和在成像序列组之前进行的前序列组，这些一系列的序列组一边在其间插入操作者的操作等一边连续地依次执行。图7所示的“高分子T2/T2＊成像”例如作为成像序列之一在一系列的序列组中执行。并且，以下说明的图像重建处理或之后的分析处理(Z-频谱的计算、曲线拟合、频谱分量的计算、彩色图的生成等)不一定必须在一个成像序列中进行。例如，也可以作为执行所有的成像序列组之后的后处理之一来进行。另外，在前序列组中，例如，包含用于收集定位图像的序列、用于调整磁场的不均匀性的序列、以及用于收集线圈的灵敏度图的序列等。
如图7所示，MRI系统在S700中，开始高分子T2/T2＊成像步骤。习惯上，在S702中，设定所希望的ROI。例如，MRI系统在前序列中收集头部的定位图像(例如，头部的矢状像、冠状像、轴向像)，并将该定位图像显示在显示部24上，接受操作者进行的相对于定位图像的ROI的设定。另外，MRI系统也可以代替在前序列中收集到的定位图像，将由在“高分子T2/T2＊成像”之前执行的其他的成像序列得到的头部的图像作为定位图像显示在显示部24上。
之后，在S704中，初始设定的一组Z-频谱收集参数被显示在显示部24上。即，MRI系统为了从操作者接受执行高分子T2/T2＊成像所需的收集参数的设定，例如，将S708的框所示的那样的GUI显示在显示部24上。另外，在本示例的实施方式中，MRI系统将这些收集参数的初始值作为预设信息预先进行存储。因此，在S704中显示的GUI中，假设在各收集参数中设定了某一初始值。另外，作为该初始值，设定被限制在比吸收率(Specific AbsorptionRate：SAR)的限制内的值。当然，在所希望的情况下，为了强制进行操作者输入，该初始设定能够设定为形式的值或者零值。
无论怎样，在S706中，均向操作者提供知道在显示部24所显示的收集参数中是否希望变更的机会。当希望变更时，在S708中，MRI系统对操作者提示频谱宽度、频移的增量(均匀或者根据频率频谱不同的点或者范围如本示例的实施方式那样不均匀)。在本示例的实施方式中，还想操作者提供设定使用哪一类型的MRI数据收集序列以及使用2D或者3D的哪一收集方法的机会。
即，例如，针对作为MT脉冲的频率以从哪一Hz到(起点)哪一Hz(终点)的频谱宽度收集MRI数据，MRI系统在GUI上显示其初始值，同时接受设定的变更。另外，针对将MT脉冲的频率的偏移(使MT脉冲的频率增加的间隔)设定为何Hz，MRI系统在GUI上显示其初始值，同时接受设定的变更。在此，在本示例的实施方式中，作为该增量，MRI系统能够在频谱宽度整体中接受均匀的设定，或者接受不均匀的设定。例如，MRI系统能够接受不均匀的设定，例如，根据两个频谱分量的曲线，在接近频谱宽度整体的中心的范围内使增量变小，在远离中心的范围内使增量变大等。
另外，针对在MRI数据的收集中使用哪一类型的脉冲序列，MRI系统显示该选项，并接受设定或其变更。在图7所示的例子中，作为选项，MRI系统显示FASE(Fast AsymmetricSpin Echo：FASE)、EPI(Echo Planar Imaging：EPI)、bSSFP(balanced Steady-State FreePrecession：bSSFP)、FFE(Fast Field Echo：FFE)、FE(Field Echo：FE)、FSE(Fast SpinEcho：FSE)、SE(Spin Echo：SE)。
在S708中，操作者一旦设定最低限度所需的输入，则在S704中再次显示该输入，在S706中，如果所希望，向操作者提供再一次变更参数的机会。
收集参数最终被设定为满足操作者。在此，在收集参数中，除了图7所示例的收集参数之外，还包含MT脉冲的翻转角、MT脉冲数、TR(Repetition Time)、切片数、MRI数据收集时施加的RF脉冲的翻转角、摆动角等。例如，操作者有时在该阶段中进行增加切片数的设定变更。如上所述，即使在初始值本身被设定为没有超过SAR的限制的情况下，例如，增加切片数的结果，有时也会超过SAR的限制。在这样的情况下，本示例的实施方式中的MRI系统为了能够得到所希望的Z-频谱，维持MT脉冲的FA或数量，例如，也可以在没有超过SAR的限制的方向变更TR、切片数、或收集MRI数据时所施加的RF脉冲的翻转角或摆动角的设定。另外，当变更TR、切片数、RF脉冲的翻转角或摆动角的设定时，MRI系统变更设定，以使得在频谱宽度整体中的所有的频率的收集中这些设定是共同的。这是因为如果不统一MRI数据收集时的条件，则难以进行频率间的准确的比较。
接着，控制移动到S710，在此，MRI系统使用数据收集序列的类型以及是2D还是3D等设定，涵盖所选择的频谱带宽，对增量后的每个偏频，收集k空间MRI数据。另外，针对该MRI数据的收集，之后使用图13详述。
一旦以各频率收集MRI数据，则处理转移到S712，因此，使用在该技术领域公知的2DFT(Fourier Transform)法或者3DFT法，重建收集到的k空间MRI数据。另外，MRI系统也可以将该重建处理与某一频率之后收集的几个数据的收集同时进行。
之后，MRI系统为了计算相对于ROI体素的频谱数据，在S714中，对收集到的图像数据进行处理。在合适的示例的实施方式中，为了相对于有益于MTC磁化交换过程的高分子，识别至少两个频谱分量，MRI系统在S716中适用曲线拟合法。例如，MRI系统能够反映有益于CEST过程的各种高分子构造，设定“长”值以及“短”值这样的FWHM频谱曲线的不同的范围。在合适的实施方式中，MRI系统在S718中，对ROI计算这两个不同的频谱分量的相对量(例如，作为可能性，按照像素单位。接着，为了确认在所设计的ROI的像素/体素内是否发现更短或者更长的值的分量，将这些相对论进行比较)。
在图7的S720中，短T2/T2＊分量以及长T2/T2＊分量的图像与ROI的原来的MR图像融合。接着，在S722中，显示作为结果得到的复合图像(或者为了之后显示而进行保存，和/或为了相同的显示/保存用而发送到某一其他位置)。最终，MRI系统在S724中从子程序中退出。控制返回到高水平的操作系统等的调出。
在上述示例的实施方式中，T2/T2＊作为与受到MTC的影响的可交换的质子相关联的、MTC关联NMR参数的一个例子来使用。但是，还能够测量受到MTC的影响的其他的参数(例如，T1、T2等)。例如，有助于MTC的可交换的质子的T2值大概能够使用“T2e”或者其他的所希望的学术用语来识别。
根据上述的内容，应该理解，异常组织(例如，癌细胞)具有与正常组织不同的CEST频谱(或者Z-频谱)。
但是，应该理解，所预期的T2e值的范围(从而，数据收集所使用的偏频的带宽)也可能作为成为目标的解剖学构造(例如，肾脏、肝脏等)的函数而变化。
9位志愿者(7位男性、2位女性、年龄范围33～71岁、平均年龄47岁)接受与脑相关的大范围的Z-频谱实验。MR实验在3T系统(东芝，Titan 3T)中，使用标准的人体线圈发送、以及12通道(或者8通道)的头部(head)阵列接收线圈，按照由机构审查委员会批准的实验计划来实施。为了使测试者头部稳定同时抑制活动，使用垫片。
图8A是表示灰质的Z-频谱和短T2es的可交换质子以及长T2el的可交换质子中的曲线拟合的图，图8B是表示白质的Z-频谱和短T2es的可交换质子以及长T2el的可交换质子中的曲线拟合的图。
针对9位测试者全员，成功对灰质以及白质进行细分。图8A～8B表示针对T2el分量以及T2es分量进行的曲线拟合的结果例。针对一位志愿者的灰质(图8A)以及白质(图8B)的双方进行。一曲线表示收集到的Z-频谱，另一曲线表示使用洛伦兹模型的拟合后的Z-频谱。分别示出长T2分量以及短T2分量。针对9位志愿者全员，针对实测的灰质以及白质的平均信号，顺利地进行拟合。在图8A～8B中，Z-频谱的实测数据点使用正方形来绘制。另一方面，被曲线拟合的结果的数据点使用涂黑的星形来绘制。灰质以及白质包含由两个可交换的质子分量、短T2es(在图8A～8B中由点线所示的)以及长T2el(在图8A～8B中由虚线所示)。
图9A是针对9位健康的志愿者示出的T2el的彩色图，图9B是针对9位健康的志愿者示出的T2es的彩色图，图9C是针对9位健康的志愿者示出的T2el半最大值全宽度的彩色图，图9D是针对9位健康的志愿者示出的T2es半最大值全宽度的彩色图。另外，在图9A～9D中，为了便于说明，由黑白的浓淡来表现“彩色”。
图9A～9D表示9位志愿者的各体素中的T2el的比率(图9A)以及T2es的比率(图9B)、以及FWHM(图9C以及图9D)值。各测试者的年龄在各图像下显示。针对9位志愿者全员的灰质以及白质，计算T2el以及T2es的平均值和T2el以及T2es的FWHM，在表2以及表3中以一览形式示出。灰质由约83％的T2el和约17％的T2es构成。另一方面，示出白质的约72％为T2el，约28％是T2es。灰质中的长T2环境以及短T2环境的百分率在全部年龄中类似，白质中的短T2es分量的百分率随着年龄而减少。
【表2】
(表2)WM：
【表3】
(表3)GM：
图10是表示T2es强调对比度图像(a)与灰质以及白质的图像化段(b)的比较的图，图11是表示脑干神经节区域的曲线拟合后的T2el(左上)、T2es(左下)、T2el的FWHM(右上)、以及T2es的FWHM(右下)，另外示出参考图像的图(对5个不同的脑组织，添加有尾状核、尾壳核，苍白球，丘脑，以及海马的符号)。另外，图12是示出小脑区域曲线拟合后的T2el(左上)、T2es(左下)、T2el的FWHM(右上)、以及T2es的FWHM(右下)，另外在中央示出参考图像的图。
图10的(a)以及(b)由实例示出T2el强调图像中的灰质与白质之间的对比度。该对比度与GM细化图像以及WM细化图像高度一致。图11以及图12分别表示脑干神经节水平以及小脑曲线水平中的曲线拟合的结果，即，A1/2图以及LW1/2图。在图11以及图12中，显示出脑的不同的5个区域，即，尾状核、尾壳核、苍白球、丘脑、以及海马。在这两个部位中，也能够得到卓越的对比度以及画质。
我们在实例中示出人脑的可交换质子的短T2es值以及长T2el值与灰质段以及白质段存在匹配性的情况。示出了在灰质以及白质中，T2el比T2es的含有量多。白质的短T2es的含有量比灰质高。我们观察到白质的短T2es多，但作为其一个理由，大概能够列举由于鞘层限制分子的活动的髓鞘。脑干神经节暗示灰质以及白质的T2e分量相同。小脑表示灰质以及白质的复杂的层。
图13是用于说明在示例的实施方式中执行的脉冲序列的图。在图7中，说明了MRI系统在S710中收集MRI数据的情况。以下，使用图13，详细说明该方面。
如上所述，MRI系统以与在某一频谱宽度中均匀或者不均匀地设定的偏移对应的各频率，收集所希望的ROI(2D或者3D)的MRI数据。叙述为在基于MRI的检查中，包含由前序列组以及成像序列组构成的一系列的序列组，但某一频谱宽度内的多个频率的MRI数据的收集例如作为一个成像序列来执行。
例如，在图13中，说明以频谱宽度-F10～+F10为对象，关于-F10、-F9、-F8、-F7、-F6、-F5、-F4、-F3、-F2、-F1、F0、+F1、+F2、+F3、+F4、+F5、+F6、+F7、+F8、+F9、+F10的21个频率收集MRI数据的例子。并且，为了便于说明。该例子只不过示出比较简单的例子。如上所述，增量也可以不均匀，收集对象的频率并不限定于21，也可以是53等其他的数子。即，频谱宽度或频率数、增量等能够根据对象部位或作为对象的被检体适当地变更。
图13所示的脉冲序列是用于收集某一频率中的MRI数据的脉冲序列。如图13所示，用于收集某一频率中的MRI数据的脉冲序列被分割成用于施加MT脉冲的“MT脉冲序列部分”和用于收集MRI数据的“收集序列部分”。图13示出作为“MT脉冲序列部分”，MRI系统关于某一频率连续施加多个产生MTC效果的翻转角α°的MT脉冲之后，施加“收集序列部分”的RF脉冲收集MRI数据的例子。
对于一个MT脉冲的翻转角而言，为了在连续施加多个的MT脉冲列整体中产生所希望的MTC效果，被设定为将所希望的MTC效果所需的翻转角以MT脉冲列整体所包含的MT脉冲数分割的值。另外，MT脉冲的个数也根据与在MT脉冲列整体产生的MTC效果或摄像时间等的协调恰当地设定。另外，在图13中，说明了连续施加多个MT脉冲的方法，但实施方式并不限定于此，还能够适用施加一个大的翻转角的MT脉冲的方法。另外，MT脉冲可以按照切片选择来施加，也可以非选择地施加。
另外，MRI系统通过针对多个频率反复执行用于收集某一频率中的MRI数据的脉冲序列，来收集后一级的分析所需的MRI数据。在此，针对一边使MT脉冲的频率变化一边对多个频率执行脉冲序列的执行顺序进行说明。
例如，MRI系统能够从一频率，依次按照频率的顺序一边使MT脉冲的频率变化一边反复执行脉冲序列。例如，如图13的(a)所示，从“-F10”到“+F10”，MRI系统针对21个频率依次执行脉冲序列。另外，例如，MRI系统也可以从其相反顺序的“+F10”到“-F10”，依次执行脉冲序列。
另外，例如，MRI系统也可以假定负的频率侧的信号的曲线和正的频率侧的信号的曲线对称，只针对负的频率或者正的频率的任一方执行脉冲序列。例如，如图13的(b)所示，MRI系统从“-F10”到“F0”，针对11个频率依次执行脉冲序列。之后，在后一级的分析中，MRI系统对正的频率侧对称地适用根据针对负的频率侧收集到的信号得到的曲线即可。根据这样的收集，能够缩短摄像时间，另外，从SAR的观点来看也优选。另外，例如，MRI系统也可以从正的频率侧的“F0”至“+F10”，依次执行脉冲序列。
另外，例如，MRI系统也可以不按照从高频率到低频率的顺序一边使MT脉冲的频率变化一边重复执行脉冲序列，而按照从低频率到高频率的顺序一边使MT脉冲的频率变化一边反复执行脉冲序列。例如，如图13的(c)所示，MRI系统也可以按照从“F0”到“-F10”的顺序，依次执行脉冲序列。另外，例如，MRI系统针对正的频率侧，也可以按照从“F0”到“+F10”的顺序，依次执行脉冲序列。
另外，例如，MRI系统除了依次一边使频率变化一边收集之外，也可以以在相邻的频率或接近的值的频率不连续执行收集的方式，例如，如图13的(d)所示，使频率正负摆动来收集。另外，例如，当只针对负的频率或者正的频率的任一方进行收集时，MRI系统也可以按照图13的(e)所示的那样的顺序执行脉冲序列。或者，虽然省略了图示，但频率的顺序可以是从“F0”开始正负摆动的顺序，或者也可以是随机的。
当以相邻的频率或接近的值的频率连续执行收集时，如果不充分地增长TR，以前一级的频率施加的MT脉冲的影响可能会影响到下一级的频率中的MRI数据的收集。因此，当希望缩短TR时，如上所述，希望按照不连续执行相邻的频率或接近的值的频率的收集的顺序执行脉冲序列。只要能够缩短TR，就能够有助于缩短摄像时间。
另外，图13的顺序只不过是一个例子，此外，在此示例的顺序以外的顺序也同样适用。另外，针对“收集序列部分”，并不限定于图13的例子，能够适用各种脉冲序列。
磁共振成像装置以及磁共振成像方法进行以下步骤：
(a)对被检体的关心区域(Region Of Interest：ROI)，涵盖RF频率的规定的频带，使用分别与从自由水质子的拉莫尔频率移动到加法式中的RF频率对应的RF频率，即，使用预期存在作为目标的高分子的响应的各种偏频的RF激发脉冲，收集k空间数据，同时将该收集数据加工成相对于ROI内的体素的频谱数据，
(b)对该频谱数据进行分析，提供有益于MTC效果的高分子的该ROI中的频谱峰值宽度，且(c)对表示ROI的组织值且相对于不同的组织而值不同的组织值的数据进行保存和/或显示。
(1)一种MRI系统，构成为，具备：
磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging：MRI)扫描架(gantry)，具有静磁场磁铁以及倾斜磁场磁铁的总成(assembly)、和形成能够将被检体的关心区域(Region ofInterest：ROI)静置其中的图像容积的至少一个RF(Radio Frequency：RF)线圈；MRI控制电路，与上述MRI扫描架内部的控制组件连接，当将ROI静置在其中时执行由从被检体组织取出MRI信号的RF脉冲以及倾斜磁场脉冲构成的MRI数据收集序列并收集取出的MRI信号，加工成MR图像数据，上述MRI控制电路(a)对被检体的关心区域(Region Of Interest：ROI)，涵盖RF频率的规定的频带，使用分别与从自由水质子的拉莫尔频率移动到加法式中的RF频率对应的RF频率，即，预期存在作为目标的高分子的响应的各种偏频的RF激发脉冲，收集k空间数据，(b)对收集到的k空间收集数据进行分析，提供有益于MTC效果的高分子的ROI中的频谱峰值宽度数据，且(c)对表示具有有益于MTC效果的高分子的ROI组织的数据进行保存和/或显示。
(2)根据(1)所述的MRI系统，
上述频谱峰值宽度数据是基于半最大值全宽度(Full Width at Half Maximum：FWHM)值的计算的数据。
(3)根据(2)所述的MRI系统，
上述MRI控制电路构成为识别作为与正常组织相关联的FWHM值的上述FWHM值和作为与疾病的组织相关联的FWHM值的上述FWHM值。
(4)根据(3)所述的MRI系统，
上述MRI控制电路规定包含比FWHM值的第2范围大的FWHM值的第1范围的至少两个FWHM值范围，
一个上述范围与疾病组织相关联，另一上述范围与正常组织相关联。
(5)根据(4)所述的MRI系统，
上述MRI控制电路构成为检测(a)与±1,000Hz的频率范围对应的不足500微秒的短FWHM值、以及(b)与±10,000Hz的频率范围对应的不足50微秒的短FWHM值。
(6)根据(1)所述的MRI系统
上述MRI控制电路构成为提供图形用户界面(Graphical User Interface：GUI)，在该图形用户界面中，操作者能够一边实质上维持一定的接收增益，一边从相同的序列或者连结的序列中选择作为数据集收集相对于上述被检体ROI的k空间数据而使用的频谱带宽以及其中的频移的增量。
(7)根据(6)所述的MRI系统，
上述GUI能够由操作者选择刻度不均匀的频移的增量。
(8)根据(1)所述的MRI系统，
上述MRI控制电路构成为通过对收集数据点实施曲线拟合来对上述数据进行分析。
(9)根据(1)所述的MRI系统，
上述MRI控制电路构成为使表示上述MTC效果的像素数据在重建的MR图像的对应的像素的各个上重合。
(10)根据(1)所述的MRI系统，
上述MRI控制电路构成为对ROI计算(a)频谱峰值宽度数据的第1范围的相对量、以及(b)频谱峰值宽度数据的第2范围的相对量，生成视觉上能够识别的、具有与上述计算出的相对量对应的特性的上述ROI的图像。
(11)根据(10)所述的MRI系统，
上述MRI控制电路构成为根据上述相对量超过还是低于规定阈值，生成具有两个视觉上可识别的特性中的一方的上述ROI的图像。
(12)根据(4)所述的MRI系统，
FWHM值的上述第1范围大于100μs，上述第2范围小于100μs。
另外，在上述的示例的实施方式中，说明了MRI系统进行MRI数据的收集和使用收集到的数据的分析的例子，但实施方式并不限定于此。例如，在MRI系统以外的图像处理装置中，也能够进行上述的分析处理。即，也可以构成为图像处理装置具备与上述的分析部相同的功能，使用通过MRI系统收集到的数据，进行Z-频谱的计算、曲线拟合、频谱分量的计算、彩色图的生成等。图像处理装置例如是工作站、PACS(Picture Archiving andCommunication System)的图像保管装置(图像服务器)或阅览器、电子病历系统的各种装置等。
根据以上所述的至少1个实施方式的磁共振成像装置，能够利用磁化传递，检测生物体组织内的高分子的特性。
虽然说明了本发明的几个实施方式,但这些实施方式是作为例子而提示的,并不意图限定本发明的范围。这些实施方式能够以其他的各种方式进行实施，在不脱离发明的要旨的范围内，能够进行各种的省略、置换、变更。这些实施方式或其变形与包含于发明的范围或要旨中一样，包含于权利要求书记载的发明及其均等的范围中。

Claims (10)

1.一种磁共振成像装置，上述磁共振成像装置具备序列控制部，上述序列控制部在施加了与自由水质子的共振频率不同的频率的MT脉冲之后，收集摄像对象的磁共振信号，其特征在于，
上述序列控制部一边使上述MT脉冲的频率在基于上述摄像对象所包含的限制质子的T2弛豫时间的频带内变化，一边分别针对多个频率收集上述磁共振信号。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
当假设在上述摄像对象中包含上述T2弛豫时间不同的至少两个限制质子时，上述序列控制部在基于相对较短的T2弛豫时间的大范围的频带内，使上述MT脉冲的频率变化。
3.根据权利要求1或2所述的磁共振成像装置，其中，
上述磁共振成像装置还具备分析部，上述分析部通过根据信号强度与频率的关系对分别针对多个频率收集到的上述磁共振信号进行分析，从而在分析的每个范围中得到Z-频谱。
4.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其中，
上述分析部根据上述Z-频谱，导出与上述T2弛豫时间不同的至少两个限制质子相关的值。
5.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其中，
上述分析部通过对上述Z-频谱适用曲线拟合，来得到分别与上述T2弛豫时间不同的至少两个限制质子对应的曲线。
6.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其中，
作为与上述限制质子相关的值，上述分析部导出至少两个限制质子的比例、以及至少两个限制质子各自的T2弛豫时间中的至少一方。
7.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其中，
上述分析部生成将基于根据上述Z-频谱得到的与上述限制质子相关的值的颜色映射到根据上述磁共振信号重建的磁共振图像上而得的图像，并将所生成的图像显示于显示部。
8.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
上述序列控制部使在上述频带内变化的上述MT脉冲的频率的间隔在上述频带内不均匀。
9.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
上述序列控制部使在上述频带内变化的上述MT脉冲的频率的间隔在上述自由水质子的共振频率附近的频带中短，在远离上述自由水质子的共振频率的频带中长。
10.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，
上述序列控制部在作为上述频带的、正的频带或者负的频带的任一方中一边使上述MT脉冲的频率变化一边收集上述磁共振信号。
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