CN106659420A - 磁共振成像装置 - Google Patents

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Abstract

通过MRI装置，为了降低在标记血流来进行血流描绘拍摄时取得的血流动力学状况描绘图像的不准确性，使用血流速度来控制包含标记血流的高频脉冲的施加、拍摄后续的血流的序列的脉冲序列或血流描绘拍摄的显示。例如，使用血流速度来控制用于标记的多个高频脉冲中的一个以上的高频脉冲的施加位置。控制标记血流后直到开始拍摄为止的时间以及/或者用于标记血流的高频脉冲的施加位置。控制血流描绘图像的彩色显示的阈值。

Description

磁共振成像装置
技术领域
本发明涉及一种磁共振成像装置(以下称为“MRI”)，特别是涉及一种进行血流拍摄的MRI装置。
背景技术
使用MRI装置，进行根据标记了血液的图像(标记图像)和未进行标记的图像(控制图像)的差分来描绘血流动力学状况的拍摄。在这样的拍摄中，能够根据拍摄的定时来获得血管图像或灌注图像。把这样获得的灌注图像称为磁共振(以下称为“MR”)灌注图像。灌注(perfusion)是指经过某个器官或组织区域的毛细血管循环的血流。
作为MR灌注图像的一个拍摄方法，具有动脉自旋标记法(Arterial SpinLabeling，以下称为“ASL”)。在ASL中能够无需造影进行拍摄从而生成MR灌注图像。
作为ASL的例子，举出在专利文献1至3中记载的方法。
专利文献1记载了为了取得标记图像施加1个360°绝热性(adiabatic)标记脉冲，为了取得控制图像施加2个180°绝热性(adiabatic)控制脉冲。专利文献2记载了为了取得标记或控制图像施加数百个高频磁场(以下称为“RF”)脉冲。专利文献3公开了为了取得标记或控制图像施加2个或3个RF脉冲。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：美国专利5846197号说明书
专利文献2：美国专利7545142号说明书
专利文献3：美国专利6285900号说明书
发明内容
发明所要解决的课题
因为ASL不使用造影剂，所以具有非损伤性这样的优点，但是从ASL取得的血流动力学状况描绘图像存在未准确地评价灌注的情况。
作为这样的未准确评价的原因，考虑了以下的情况。
1)在使用多个脉冲来对血液质子进行标记或控制处理时，因为血液质子进行移动，所以第2个RF脉冲及其之后的RF脉冲的施加位置产生偏移，标记以及控制变得有缺陷。
2)在拍摄关注区域时，在进行了标记以及控制处理后的血液质子遍及关注区域之前或者从关注区域流出后排拍摄关注区域。
3)进行标记处理后直到遍及关注区域为止，进行了标记处理后的质子的纵向弛豫进展，标记效果降低。
4)在彩色显示关注区域的血流时，当预先固定了信号值的动态范围时，根据取得的关注区域的信号值的大小，影响血流动力学状况图像的彩色显示的准确性。
专利文献1、2、3没有公开针对上述问题的解决方法。
本发明的目的在于解决上述的问题点，并降低从ASL取得的血流动力学状况描绘图像的不准确性。由此，取得改善了SNR(Signal-to-Noise Ratio信噪比)的血流动力学状况图像，或者提高彩色显示的血流动力学状况图像的可靠性。
解决课题的手段
为了达成上述目的，本发明使用血流速度来控制伴随血流标记处理的血流动力学状况拍摄脉冲序列、血流动力学状况图像的彩色显示的阈值。
具体来说，本发明的MRI装置具备静磁场产生用磁铁、高频磁场产生部、倾斜磁场产生部、接收核磁共振信号的接收部、按照预定的脉冲序列控制所述高频磁场产生部、所述倾斜磁场产生部以及所述接收部的控制部，其特征在于，所述脉冲序列包含标记血流(流动的血液)的多个高频脉冲的施加、拍摄后续的血流的序列，所述控制部使用血流速度来控制所述多个高频脉冲中的一个以上的高频脉冲的施加位置。
另外，本发明的MRI装置具备静磁场产生用磁铁、高频磁场产生部、倾斜磁场产生部、接收核磁共振信号的接收部、按照预定的脉冲序列控制所述高频磁场产生部、所述倾斜磁场产生部以及所述接收部的控制部，其特征在于，所述脉冲序列包含标记血流的高频脉冲的施加、拍摄后续的血流的序列，所述控制部使用血流速度来控制标记所述血流后直到开始所述拍摄为止的时间以及/或者用于标记所述血流的高频脉冲的施加位置。
另外，本发明的MRI装置具备静磁场产生用磁铁、高频磁场产生部、倾斜磁场产生部、接收核磁共振信号的接收部、按照预定的脉冲序列控制所述高频磁场产生部、所述倾斜磁场产生部以及所述接收部的控制部、显示血流描绘图像的显示操作部，其特征在于，所述脉冲序列包含标记血流的高频脉冲的施加、拍摄后续的血流的序列，所述显示操作部具备基于血流描绘图像的信号强度的阈值进行彩色显示的功能，使用血流速度来变更所述阈值。
发明的效果
通过本发明，能够降低从ASL取得的血流动力学状况描绘图像的不准确性。由此，能够取得改善了SNR的血流动力学状况图像，或者能够提高彩色显示的血流动力学状况图像的可靠性。
附图说明
图1是表示应用本发明的MRI装置的全体概要的框图。
图2表示直到彩色显示血流动力学状况图像为止的步骤的概要。
图3是表示在相衬法中使用的序列的一个例子的说明图。
图4是血流速度图表。
图5说明标记或控制脉冲的一个例子。
图6说明用于取得血流动力学状况图像的正式测量的一个例子。
图7表示用户接口的一个例子。
图8是以实施方式1的整个控制部为主的框图。
图9说明RF脉冲施加位置的一个例子。
图10说明由于血液质子的移动而产生的RF脉冲施加位置的偏移。
图11表示实施方式1的步骤。
图12是以实施方式2、3、5的整个控制部为主的框图。
图13说明血流速度与PLD的关系。
图14表示实施方式2的步骤。
图15说明血流速度与标记或控制脉冲施加位置之间的关系。
图16表示实施方式3的步骤。
图17是以实施方式4的显示操作部为主的框图。
图18表示血流速度和彩色条的一个例子。
图19表示实施方式4的步骤。
图20表示数据库的一个例子。
图21表示实施方式5的步骤。
具体实施方式
以下，参照附图对本发明的实施方式进行说明。此外，在用于说明发明的实施方式的全部附图中，具有相同功能的部分赋予相同的符号，并省略重复的说明。
首先，基于图1来说明应用本发明的MRI装置的一个例子的全体概要。
图1是表示本发明的MRI装置的一个实施例的全体结构的框图。该MRI装置利用核磁共振(以下称为“NMR”)现象来获得被检测体101的断层图像。如图1所示，MRI装置具备静磁场产生磁铁102、倾斜磁场线圈103以及倾斜磁场电源109、发送RF线圈104以及RF发送部110、接收RF线圈105以及信号检测部106、信号处理部107、测量控制部110、全体控制部108、显示操作部113、搭载被检测体101在静磁场产生磁铁102的内部搬出放入该被检测体101的床体112。
静磁场产生磁铁102如果为垂直磁场方式则在与被检测体101的体轴正交的方向上分别产生均匀的静磁场，如果为水平磁场方式则在体轴方向上分别产生均匀的静磁场，在被检测体101的周围配置了永磁方式、常导方式或超导方式的静磁场产生源。
倾斜磁场线圈103由X、Y、Z的三个轴向的倾斜磁场线圈构成，各个倾斜磁场线圈与驱动它们的倾斜磁场电源109相连接从而被供给电流。具体来说，分别按照来自后述的测量控制部111的命令来驱动各倾斜磁场线圈的倾斜磁场电源109，来向各个倾斜磁场线圈供给电流。由此，在X、Y、Z的三个轴向上产生倾斜磁场Gx、Gy、Gz。通过这些倾斜磁场的施加方法来决定被检测体的拍摄截面，对信号赋予相位编码以及频率编码。
在拍摄二维切片面时，在与切片面(拍摄截面)正交的方向上施加切片倾斜磁场脉冲(Gs)来设定针对被检测体101的切片面，并且在与该切片面正交且相互正交的剩余两个方向上施加相位编码倾斜磁场脉冲(Gp)和频率编码(导出)倾斜磁场脉冲(Gf)，来在回波信号中编码各个方向的位置信息。
发送RF线圈104是向被检测体101照射RF脉冲的线圈，与RF发送部101相连接，被供给高频脉冲电流。由此，由构成被检测体101的生物组织的原子的原子核自旋诱发NMR现象。具体来说，根据来自后述的测量控制部111的命令驱动RF发送部110，来对高频脉冲进行振幅调制，在进行放大后提供给靠近被检测体101配置的发送RF线圈104，由此向被检测体101照射RF脉冲。
接收RF线圈105是接收通过构成被检测体101的生物组织的原子核自旋的NMR现象而释放的NMR信号(回波信号)的线圈，与信号检测部106相连接。信号检测部106进行通过接收RF线圈105接收到的回波信号的检测处理。具体来说，通过靠近被检测体101配置的接收RF线圈105来接收由于从发送RF线圈104照射的RF脉冲而感应出的被检测体101的响应回波信号，按照来自后述的测量控制部111的命令，由信号检测部106放大接收到的回波信号，并通过正交相位检波分割为正交的二个系统的信号，对该正交的二个系统的信号分别进行预定数(例如128、256、512等)采样，对各采样信号进行A/D变换来变换为数字量，并传送给后述的信号处理部107。因此，作为由预定数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)而获得回波信号。
信号处理部107针对回波数据进行各种处理，向测量控制部111发送处理后的回波数据。
测量控制部111是主要向倾斜磁场电源109、RF发送部110、信号检测部106发送用于对重建被检测体101的断层图像所需要的数据进行收集的各种命令，来控制它们的控制部。具体来说，测量控制部111在后述的全体控制部108的控制下进行动作，基于预定的脉冲序列来控制倾斜磁场电源109、RF发送部110、以及信号检测部106，重复执行RF脉冲和倾斜磁场脉冲向被检测体101的施加以及来自被检测体101的回波信号的检测，收集为了重建与被检测体101的拍摄区域有关的图像所需要的回波数据。
作为预定的脉冲序列的例子，例如举出了用于取得血流速度的脉冲序列、用于取得MR灌注图像的脉冲序列。
全体控制部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，具备在内部具有CPU以及存储器的运算处理部114、光盘、磁盘等存储部115。具体来说，控制测量控制部111来执行回波数据的收集。在输入了来自测量控制部111的回波数据时，运算处理部114基于在该回波数据中施加的编码信息，将其存储到与存储器的k空间相当的区域中。把与存储器的k空间相当的区域中存储的回波数据组也称为k空间数据。然后，运算处理部114针对该k空间数据执行信号处理、基于傅里叶变换的图像重建等处理，将作为其结果的被检测体101的图像在后述的显示操作部113中进行显示并且记录在存储部115中。
在本说明书中，也将测量控制部111和全体控制部108合称为控制部。
显示操作部113包含显示重建的被检测体101的图像的显示部、输入MRI装置的各种控制信息和通过上述全体控制部108进行处理的控制信息的轨迹球、鼠标、键盘等操作部。该操作部靠近显示部进行配置，操作者一边观察显示部一边通过操作部来交互地控制MRI装置的各种处理。显示部具有血流的彩色显示功能，能够在进行彩色显示时显示变更了其阈值后的图像。
全体控制部108的各部以及显示操作部113的各部能够由CPU和存储器来构成。在存储器中，预先存储了用于执行各功能的程序，CPU读入并执行存储器的程序。结果，能够实现各部的动作。关于后述的全体控制部108以及显示操作部113的处理步骤的说明，以作为软件而实现的方式进行说明，但是在本实施方式中，并不限于软件，也可以通过ASIC或FPGA等硬件来实现全体控制部108以及显示操作部113的处理。
另外，本发明的MRI装置能够具备作为外部装置的用于检测被检测体的身体运动、心电信息的身体运动心电信息检测部。该身体运动心电信息检测部具有安装在被检测体101上检测被检测体的身体运动、心电信息的传感器部116；处理来自传感器部116的信号，向测量控制部111发送该处理后的身体运动、心电信息的身体运动心电信息处理部117。如果身体运动心电信息检测部检测被检测体的呼吸波形，则传感器部116是检测呼吸波形的传感器，如果身体运动心电信息检测部检测被检测体的心电信息，则传感器部116是心电仪、心率计等。测量控制部111与通过身体运动心电信息检测部检测到的被检测体的身体运动、心电信息同步地执行脉冲序列(同步拍摄)。
此外，在图1中，发送侧的发送RF线圈104和倾斜磁场线圈103例如被设置为在插入被检测体101的静磁场发生磁铁102的静磁场空间内，如果是垂直磁场方式则与被检测体101相对，如果是水平磁场方式则包围被检测体101。另外，接收侧的接收RF线圈105被设置为与被检测体101相对或者包围被检测体101。
其次，根据上述的实施方式的全体结构，主要说明控制部的动作的顺序。
图2表示本实施方式的动作顺序的概要。
控制部进行用于获得血流速度的血流速度测量(基准扫描)201的控制。把从基准扫描201取得的血流速度在全体控制部108中用于正式测量202的顺序控制，在显示操作部113中用于彩色显示207。
关于取得血流速度的基准扫描201，例如能够使用在血流速度描绘方面优秀的PC法(Phase Contrast相衬法)的脉冲序列。图3表示使用赋予与血流速度成比例的相位偏移的流动编码脉冲的PC法的序列图的一个例子。另外，图4表示通过PC法获得的血流速度图表的一个例子。能够从获得的血流速度图表中求出各被检测体的平均血流速度。或者，在进行同步拍摄时不求出平均血流速度，而是可以求出期望的延迟时间(来自R波的延迟时间)的血流速度。
关于血流速度测量，不仅可以是使用了MRI装置的测量，也可以是使用了其他设备的测量。另外，也可以在数据库中持有被检测体的身高、年龄、体重、性别等被检测体信息与血流速度之间的一般关系，在用户输入了被检测体信息的时间点访问数据库来取得血流速度，从而取代作为血流速度的测量。
其次，控制部控制用于取得血流动力学状况图像的正式测量202。正式测量202包含标记处理2021以及控制处理2024、在这些处理后进行的血流动力学状况拍摄2022以及血流动力学状况拍摄2025。此外，灌注图像和血管图像都包含在血流动力学状况图像中，但是在以下的说明中主要以灌注图像为例进行说明。
正式测量202可以是能够通过非造影取得血流动力学状况图像的公知方法。作为这样的公知方法，举出了ASL(Arterial Spin Labeling，动脉自旋标记)法。并且，作为ASL法的具体例子，举出了PASL(Pulsed Arterial Spin Labeling，脉冲动脉自旋标记)、CASL(Continuous Arterial Spin Labeling，连续动脉自旋标记)、pCASL(Pseudo-ContinuousArterial Spin Labeling，伪连续动脉自旋标记)等。
标记处理2021是使选择出的部位的自旋翻转的处理，控制处理2024是使选择出的部位的自旋的纵向磁化成为0度的处理。在标记处理2021或控制处理2024中，施加一个以上的高频脉冲。标记处理2021或控制处理2024可以是公知的方法。作为公知的方法举出了在能够通过上述的非造影取得灌注图像的公知方法中使用的标记/控制RF脉冲处理方法。
图5表示标记处理2021用RF脉冲、控制处理2024用RF脉冲的例子。图5(a)表示作为标记用RF脉冲使用两个90度脉冲，并且作为控制使用90度脉冲和－90度脉冲的例子，图5(b)是作为标记用RF脉冲使用了90度脉冲、180度脉冲、90度脉冲，作为控制使用了90度脉冲、180度脉冲、－90度脉冲的例子。在此，180度脉冲是用于使通过90度脉冲成为横向磁化的质子由于静磁场(B0)不均匀而相位分散的质子回聚的脉冲(回聚脉冲)。此外，RF脉冲的翻转角以及施加数并不限于此。
血流动力学状况拍摄2022或2025能够采用可取得血管图像或灌注图像的公知的拍摄方法。关于公知的拍摄方法，举出了自旋回波型回波平面成像法(SE－EPI)、快速自旋回波法(FSE)、梯度回波型回波平面成像法(GE－EPI)等。
参照图6来说明图2的标记处理2021以及控制处理2024的部位与血流动力学状况拍摄2022以及2025的部位之间的关系。此外，虽然标记处理和控制处理是不同的处理，但是在图中为了使说明变得简单而合在一起表示。
关于进行标记处理2021或控制处理2024的部位，考虑从该部位向进行血流动力学状况拍摄2022或2025的目的部位进行流动的血流的速度、进行标记处理2021或控制处理2024后直到进行血流动力学状况拍摄2022或2025为止的时间距离602/空间距离603，对于进行血流动力学状况拍摄2022或2025的目的部位，设定为血流的上游侧的预定位置。
在此，时间距离602是指进行了标记处理2021或控制处理2024后直到开始进行血流动力学状况拍摄2022或2025为止的时间。另外，空间距离603是指从血流动力学状况拍摄2022或2025的位置开始到标记或控制处理RF脉冲施加位置为止的距离。
在通过多个RF脉冲对血流进行标记或控制处理时，时间距离602可以是最初或最后进行处理后直到开始拍摄为止的时间，空间距离603可以是从血流动力学状况拍摄的位置开始到最初或最终的RF脉冲施加位置为止的距离。
时间距离602有时被称为PLD(Post Label Delay贴标记延迟)。关于关注区域的拍摄，优选进行了标记或控制处理后的血液质子到达关注区域的时间，所以关于PLD优选进行了标记或控制处理后的血液遍及整个关注区域的时间。另一方面，当PLD过长时，因为纵向弛豫进展，所以为了使纵向弛豫不进展而尽量短地进行设定。由于最佳的PLD根据被检测体而不同，因此在临床上优选通过多个时间距离(PLD)来进行拍摄。
在正式测量202中，在选择进行标记处理2021的部位，通过施加用于标记血流的RF脉冲来标记了血流后，在间隔了预定的时间距离602/空间距离603的位置，选择目的部位来执行用于进行血流动力学状况拍摄2022的脉冲序列，取得图像重建所需要的信号(图2的2023)。
接着，在选择进行控制处理2024的部位来施加了控制处理用的RF脉冲后，在间隔了预定的时间距离602/空间距离603的位置选择相同的目的部位来执行相同的血流动力学状况拍摄2025的脉冲序列，并取得信号(2026)。取得根据在标记处理后取得的信号而重建的图像(204)与根据在控制处理后取得的信号重建的图像(205)之间的差分，由此获得描绘血流动力学状况的图像(206)。
此外，无论标记处理2021和控制处理2024中的哪个在前都可以，还可以交互地进行从标记处理到信号取得(2021－2023)以及从控制处理到信号取得(2024－2026)，来最终取得图像重建所需要的信号。
对获得的图像，即灌注图像进行彩色显示(207)。通过按照预定的阈值对信号的强度分配颜色来进行彩色显示。表示彩色图像显示的阈值的彩色条也一同进行显示。
此外，用户能够从图7所示的用户接口(UI)输入正式测量所需要的拍摄条件、扫描参数。此时，还适当地输入血流速度、PLD、空间距离(未图示)、用于标记/控制的高频脉冲施加位置(未图示)等信息。
以上，参照图2等附图说明了本实施方式的MRI装置的动作概要，本实施方式将通过血流速度测量201获得的结果反映到之后的正式测量202以及/或者彩色显示207中，来提高灌注描绘的精度，作为血流速度的利用方式可取得若干方式。以下，说明利用方式不同的各实施方式。
<实施方式1>
实施方式1的MRI装置的特征在于，控制部使用血流速度来控制多个高频脉冲中的第二高频脉冲及其之后的高频脉冲的施加位置。另外，在实施方式1中，通过血流速度测量(基准扫描)201来取得标记或控制区域的血流速度。使用取得的血流速度来控制正式测量202的序列，从而在标记处理2021或控制处理2024中，使RF脉冲施加位置追踪血流。具体来说，使用血流速度来控制标记血流的RF脉冲的第二RF脉冲及其之后的RF脉冲的施加位置。
在图8中表示了以本实施方式的全体控制部108为主的功能框图。在图中，通过相同的符号来表示与图1相同的要素，并省略说明。
如图所示，全体控制部108具备标记或控制脉冲追踪量计算部1081、序列调整部1082。
如下面说明的那样，标记或控制脉冲追踪量计算部1081使用标记或控制处理区域的血流速度来计算标记位置以及控制位置的变化量(追踪量)。
序列调整部1082基于通过标记或控制脉冲追踪量计算部1081获得的计算结果，调整正式测量的序列。具体来说，序列调整部1082基于获得的追踪量，调整RF脉冲的频率以及倾斜磁场施加量中的至少一方，来调整RF脉冲的施加位置。
扫描控制部1083控制扫描的开始、中止等动作。
下面说明由标记或控制脉冲追踪量计算部1081进行的计算。
首先，参照图9以及图10，说明取决于血流速度，RF脉冲的施加位置发生偏移的情况。在此，作为一个例子，以使用两个RF脉冲作为标记/控制用RF脉冲的情况为例进行说明。
标记用RF脉冲和控制处理用RF脉冲由多个且相同数量的RF脉冲构成，为了难以受到B0不均匀的影响，尽可能短地设定脉冲间的间隔(参照图5)。
但是，即便脉冲间的间隔短，由于在此期间血流进行移动，所以如图9所示的现有技术那样，在选择相同部位901来进行了标记/控制处理时，并非正确地对相同的血流进行标记或控制处理，标记或控制存在缺陷。
使用图10来具体地说明标记处理的缺陷。图10表示作为RF脉冲使用了两个90°脉冲的例子。首先，图10(a)表示施加第一90°RF脉冲。图中的1001是通过施加90°RF脉冲而选择的区域。
接着，图10(b)表示在Δt时间后施加第二90°RF脉冲。此时，因为区域1001中的血液质子根据血流速度进行移动，所以通过第二90°RF脉冲自旋进行了翻转(进行了标记处理)的区域只是区域1003。此外，区域1004是接受了第一RF脉冲处理而未接受第二RF脉冲处理的区域，另一方面，区域1002是未接受第一RF脉冲处理而接受了第二RF脉冲处理的区域。
在本实施方式中，通过使进行标记/控制处理的部位追踪血流速度来进行移动，减少取决于血流速度的标记/控制处理的缺陷。
图9(b)表示本实施方式的用于进行标记或控制处理的RF脉冲的施加位置。图9表示了作为进行标记或控制处理的RF脉冲使用了2个90°脉冲的例子。在图中，H意味着头部(Head)，F意味着脚部(Foot)。在本实施方式中，在位置902施加了标记或控制处理的RF脉冲后，根据各被检测体的血流速度使第二RF脉冲施加位置903追踪血流。
为此，标记或控制脉冲追踪量计算部1081如下那样，计算标记或控制脉冲的追踪量。
在将通过基准扫描求出的血流速度的平均值设为Vave，将RF脉冲的间隔设为间隔(Interval)时，追踪量Δd计算为：
Δd＝Vave×Interval 式(1)
在标记/控制RF脉冲由三个以上(设为n个)构成的情况下，可以针对前一个RF脉冲施加位置通过Δd计算出施加位置追踪量，也可以针对第一RF脉冲施加位置计算为：
Δdi＝Vave×Interval×(i-1)i＝3,4,···n 式(2)
在由n个构成的情况下，根据血流速度、标记厚度追踪到m个(n≥m)为止，重复进行第1～第m的追踪。
另外，在同步拍摄时，可以根据期望的延迟时间(来自R波的延迟时间)中的血流速度计算追踪量。
使用图11来说明本实施方式的MRI装置以及控制部的步骤。
拍摄用于设定拍摄位置的定位图像(步骤1101)。
使用在步骤1101拍摄到的定位图像，针对操作者指定的区域进行血流速度测量(基准扫描)(步骤1102)。
基于通过基准扫描获得的数据，通过流速解析来求出血流速度图表，并计算血流速度(步骤1103)。
设定经由显示操作部113输入的正式测量用扫描参数。此时，把在步骤1103求出的血流速度也作为扫描参数而输入(步骤1104)。
标记/控制脉冲追踪量计算部1081使用输入的血流速度根据式(1)或式(2)计算标记或控制脉冲的追踪量。序列调整部1082基于计算结果调整序列(步骤1105)。
通过启动按钮的输入，开始正式测量的扫描(步骤1106)。即，进行图2的标记处理2021、血流动力学状况拍摄2022、控制处理2024、血流动力学状况拍摄2025等。
测量控制部111收集数据(步骤1107)。
测量控制部111判断通过在步骤1104中由操作者设定的参数而决定的预定数据量的取得是否完成，如果没有完成向步骤1107前进，如果完成向步骤1109前进(步骤1108)。
运算处理部114对k空间数据进行傅里叶变换来重建二维或三维图像(步骤1109)。
作为变形例子，如图11的虚线箭头所示，可以构成为当在步骤1103中计算出血流速度的时间点，在序列中自动地反映追踪量，开始步骤1106的正式测量(步骤1110)。
本实施方式将血流速度反映到正式测量的序列中，并且使进行标记或控制处理的RF脉冲施加位置追踪血流，与现有方法相比能够高效地对血流进行标记或控制处理。结果，能够取得改善了SNR，可靠性高的血流动力学状况图像。
<实施方式2>
实施方式2的MRI装置的特征在于，控制部使用血流速度来控制标记血流后直到开始拍摄为止的时间。即，在实施方式1中，使进行标记或控制处理的RF脉冲施加位置追踪血流，但是在实施方式2中，不同点在于，在正式测量中的进行了标记或控制处理后直到开始拍摄为止的时间(PLD)的调整中使用血流速度。此外，血流速度包含从标记或控制处理区域开始直到拍摄区域为止的血流速度，但是并不限于此。
在固定了从拍摄位置开始直到施加标记或控制RF脉冲的位置为止的距离时，例如，在血流速度慢的情况下，相比血流速度快的情况到达关注区域需要时间。
进行了标记或控制后的血液质子到达关注区域的时间根据被检测体而不同，因此临床上优选通过多个时间距离(PLD)来进行拍摄。另一方面，由于通过多个PLD进行拍摄会导致拍摄时间的延长，因此从检查时间的观点来看存在不被允许的情况。
本实施方式利用通过基准扫描而取得的血流速度，通过最适合于被检测体的PLD进行拍摄，由此可通过一次拍摄来取得可靠性高的血流动力学状况图像。即，通过使用血流速度调整PLD来控制血流拍摄的开始。此外，在本实施方式中，将PLD设为从施加多个标记或控制RF脉冲中的最后的RF脉冲开始直到开始拍摄为止的时间。
图12表示以本实施方式的全体控制部108为主的功能框图。在图中，与图1相同的要素通过相同符号来表示，并省略说明。全体控制部108具有数据库1084、序列调整部1082。
全体控制部108访问数据库1084，取得最适合于通过基准扫描而取得的血流速度的PLD。
数据库1084具有基于人体的标准模型的脑内血流速度和PLD的关系的数据。式(3)表示脑内的血流速度与PLD的关系的一个例子。
如图13所示，式(3)表示进行了标记或控制的血液到达拍摄切片内A的地点为止的时间。但是，图13为了简单而简化了脑内的血管行进。在此，Vave1是直到血管的分支点为止的平均血流速度，Vave2是从血管的分支点开始到拍摄切片内A为止的平均血流速度，d1是从标记或控制RF脉冲施加位置开始到分支点为止的距离，d2是从分支点开始到拍摄切片内A为止的距离。θ是分支的角度。另外，α表示在进行了标记的血流到达灌注区域后，直到呈现灌注信号为止的生物体各自的波动。根据式(3)和图13，可知最佳PLD与血流速度密切相关。
在数据库1084中，存储了这样的最佳PLD与血流速度的关系。
序列调整部1082在序列中反映根据上述的PLD与血流速度之间的关系式而取得的最佳PLD。
扫描控制部1083控制扫描的开始、中止等动作。
使用图14来说明本实施方式的MRI装置以及控制部的步骤。
拍摄用于设定拍摄位置的定位图像(步骤1401)。
使用在步骤1401拍摄到的定位图像，针对操作者指定的区域进行血流速度测量(基准扫描)(步骤1402)。
基于通过基准扫描获得的数据，通过流速解析求出血流速度图表，计算血流速度(步骤1403)。
设定经由显示操作部113输入的正式测量用扫描参数。此时，还把在步骤1403求出的血流速度也作为扫描参数而输入(步骤1404)。
全体控制部108对数据库1084进行访问，取得最适合于输入的血流速度的PLD。序列调整部1082在序列中反映最佳的PLD(步骤1405)。
通过启动按钮的输入，开始正式测量的扫描(步骤1406)。即，进行图2的标记处理2021、血流动力学状况拍摄2022、控制处理2024、血流动力学状况拍摄2025等。
测量控制部111收集数据(步骤1407)。
测量控制部111判断通过在步骤1104中由操作者设定的参数而决定的预定数据量的取得是否完成，如果没有完成向步骤1407前进，如果完成向步骤1409前进(步骤1408)。
运算处理部114对k空间数据进行傅里叶变换来重建二维或三维图像(步骤1409)。
作为变形例子，如图14的虚线箭头所示，可以构成为当在步骤1403中计算出血流速度的时间点在序列中自动地反映最佳的PLD，开始步骤1406的正式测量的扫描(步骤1410)。
本实施方式利用被检测体的血流速度，通过最适合于各被检测体的PLD进行拍摄，由此能够在一次拍摄中不影响血流速度而取得可靠性高的血流动力学状况图像。
<实施方式3>
实施方式3的MRI装置的特征在于，控制部使用血流速度来控制用于标记血流的高频脉冲的施加位置。即，实施方式2是根据血流速度来变更PLD的例子，但是实施方式3的不同点在于，在标记或控制处理RF脉冲施加位置(图6的空间距离603)的调整中使用血流速度。
此外，血流速度包含从标记或控制处理区域开始直到拍摄区域为止的血流速度，但是并不限于此。
当PLD过长时，进行了标记处理的血液质子的纵向弛豫进展，从而标记效果降低。另一方面，在考虑纵向弛豫而较短地设定了PLD时，会有流速慢的血液质子未到达关注区域的情况。
本实施方式利用通过基准扫描而取得的血流速度，以最佳的空间距离来进行拍摄，由此不延长PLD(防止由于纵向弛豫导致的标记效果降低)而取得改善了SNR且可靠性高的血流动力学状况图像。
具体来说，使用从基准扫描取得的血流速度来对施加标记或控制RF脉冲的位置(以下称为“标记或控制位置”)进行控制。
图12表示以本实施方式的全体控制部108为主的功能框图。在图中，与图1相同的要素通过相同符号来表示，并省略说明。全体控制部108的特征在于具有数据库1084、序列调整部1082。
数据库1084具有基于人体的标准模型的与血流速度与最佳的标记或控制位置之间的关系相关的数据。式(4)以及式(5)表示血流速度与最佳的标记或控制位置的关系的一个例子。此外，式(4)和式(5)中记载的α与在式(3)中说明的α相同。
式(4)以及式(5)都表示了通过预先设定的PLD1000ms进行拍摄时的血流速度与最佳的标记或控制位置的关系，根据被检测体的不同，到血管分支点为止的平均血流速度Vave1和Vave1′不同。由此，如图15(a)、(b)(为了简单简化了脑内的血管行进)所示，从最适合于设定的PLD的标记或控制RF脉冲施加位置开始到分支点为止的距离d1与d1′不同。另外，也可能会有从分支点开始到拍摄切片内A的地点为止的距离d2与d2′、分支的角度θ不同的情况。图16为式(4)，图16b为式(5)。
换而言之，在通过用户设定的某个PLD进行拍摄时对于每个被检测体最佳的标记或控制位置不同(参照标记位置A以及B)。在数据库1084中存储了这样的血流速度与最佳的标记或控制位置之间的关系。
序列调整部1082基于从数据库1084取得的最佳的标记或控制位置来调整RF脉冲的施加位置。
扫描控制部1083进行与实施方式2的说明相同的控制。
图16表示本实施方式的MRI装置以及控制部的动作。
步骤1601至步骤1604与实施方式2的步骤1401至步骤1404相同。
在步骤1605中，全体控制部108对数据库1084进行访问，取得最适合于输入的血流速度的标记或控制位置，序列调整部1082在序列中反映最佳的标记或控制位置。
步骤1606至步骤1609与实施方式2的步骤1406至步骤1409相同。
如图16的虚线箭头的变形例子那样，也可以构成为在步骤1603中计算出血流速度的时间点在序列中自动地反映最佳的标记或控制位置(步骤1610)。
通过本实施方式，使用血流速度来调整标记或控制脉冲施加位置，由此针对用户设定的PLD，不影响血流速度能够取得改善了SNR的可靠性高的血流动力学状况图像。
此外，在实施方式2以及3中，说明了调整时间距离和空间距离中的一方的情况，也可以将实施方式2和实施方式3进行组合。即，可以控制PLD以及标记或控制脉冲施加位置，以使进行了标记或控制处理的血液质子遍及整个关注区域，并且极力抑制进行了标记或控制处理的血液质子的纵向弛豫的进展。
<实施方式4>
实施方式4的MRI装置的特征在于，显示操作部具备基于血流描绘图像的信号强度的阈值进行彩色显示的功能，并使用血流速度来变更阈值。即，实施方式4在显示关注区域的图像时(参照图2的彩色显示207)，将血流速度作为彩色图像显示的阈值来使用。即，血流速度包含从标记或控制处理区域开始到拍摄区域为止的血流速度，但是并不限于此。
进行了标记或控制处理的血液到达关注区域为止的时间对于每个被检测体而不同。因此，在以相同的PLD进行了拍摄时，结果图像的信号值对于每个被检测体而不同。
在将这样的结果图像进行彩色显示时，一般基于信号值和颜色(例如从红色变为蓝色)的对应表(LUT)来进行彩色显示，将表示信号值和颜色的对应的彩色条与分配了颜色的图像一同显示。例如，信号值越高越显示红色，信号值越低越显示蓝色。
如上所述，因为信号值取决于血流速度而进行变化，所以在固定了分配颜色的动态范围(信号值的阈值)时，例如在信号值低的部分(蓝色显示)多时，无法辨别是虚血状态的部分多，还是由于血流速度的原因蓝色显示变多，灌注的描绘能力降低。
本实施方式根据血流速度来变更信号值的阈值，从而不取决于血流速度，提高灌注的描绘能力。具体来说，使用血流速度针对每个被检测体使结果图像的彩色图像显示最佳化。例如，在血流速度慢(信号值比较低)时，减低阈值，在血流速度快(信号值比较高)时，升高阈值。
图17表示以本实施方式的显示操作部113为主的功能框图。显示操作部113包含操作部1131、彩色显示阈值变更部1133、显示部1132。从操作部1131输入测量到的血流速度。彩色显示阈值变更部1133基于输入的血流速度使彩色条的阈值最佳化，并进行设定。
图18表示根据血流速度变更阈值的例子。图18(a)表示血流速度30cm/s时的彩色条，图18(b)表示lk50cm/s时的彩色条，在彩色条显示的刻度为信号值，对上侧分配了红色，对下侧分配了蓝色。
例如，在血流速度慢(30cm/s)信号值低所以蓝色显示多时，在图18(a)中，将信号值的上限值设定为8000以及将下限值设定为1500。通过这样使动态范围变窄，即使信号强度小，也能够不仅通过蓝色直至红色为止显示灌注图像。换而言之，能够更加良好地使信号强度变化可视化。
另一方面，例如，在血流速度快(50cm/s)信号值高所以信号值从彩色条脱离时，将信号值的上限值设定为11000以及将下限值设定为1500。通过这样使动态范围变宽，能够在彩色条的显示内更加正确地描绘灌注图像。
显示部1132基于设定的彩色条的阈值显示血流动力学状况图像。
使用图19来说明本实施方式的MRI装置、控制部、显示操作部的处理步骤。
拍摄用于设定拍摄位置的定位图像(步骤1901)。
使用在步骤1901拍摄到的定位图像，针对操作者指定的区域进行血流速度测量(基准扫描)(步骤1902)。
基于通过基准扫描而获得的数据通过流速解析求出血流速度图表，计算血流速度(步骤1903)。
设定经由显示操作部113输入的正式测量用扫描参数。此时，把在步骤1903中求出的血流速度也作为扫描参数而输入(步骤1904)。
通过启动按钮的输入开始正式测量的扫描(步骤1905)。即，进行图2的标记处理2021、血流动力学状况拍摄2022、控制处理2024、血流动力学状况拍摄2025等。
测量控制部111收集数据(步骤1906)。
测量控制部111判断在步骤1904中由操作者设定的数据量的取得是否完成，如果没有完成向步骤1906前进，如果完成向步骤1908前进(步骤1907)。
运算处理部114对k空间数据进行傅里叶变换来重建二维或三维图像(步骤1908)。
显示操作部113在彩色显示重建后的图像时，首先，彩色显示阈值变更部1133根据在步骤1903计算出的血流速度来设定最佳阈值(步骤1910)。之后，显示部1132使用设定的阈值来进行彩色显示(步骤1909)。
也可以构成为当在步骤1903计算出血流速度的时间点自动地反映彩色显示的最佳阈值(未图示)。
本实施方式通过使用血流速度来变更彩色显示的阈值，能够提高彩色显示的血流动力学状况图像的可靠性。
上述的实施方式1至4可以单独实施，或者也可以把从实施方式1至4选择出的一个以上的实施方式进行组合来实施。特别是在不实施实施方式2以及3时，优选将实施方式1和实施方式4组合来实施。
<实施方式5>
在实施方式1至4中，从基准扫描取得了血流速度(参照图2的201)，在实施方式5中，说明还可用于从数据库取得血流速度的情况。
即，实施方式5的MRI装置的特征在于，控制部通过访问保存了标准的血流速度信息的数据库来获得血流速度。在实施方式5中，不需要基准扫描的步骤，用于取得血流动力学状况图像的正式测量与实施方式1至4相同。
图12表示以本实施方式的全体控制部108为主的功能框图。在图中，与图1相同的要素通过相同符号来表示，并省略说明。全体控制部108具有数据库1084、序列调整部1082。
关于数据库1084，在数据库中保存了被检测体的身高、年龄、体重、性别、脉搏率与血流速度的一般关系。图20表示数据库的一个例子。图20所示的情况划分只是一个例子，还可以进行更细致的情况划分。
全体控制部108对数据库1084进行访问，取得与通过显示操作部113输入的被检测体信息相对应的血流速度。序列调整部1082使用取得的血流速度，如在实施方式1至3中说明的那样调整序列。此外，虽然在图中没有表示，但是可以将取得的血流速度在实施方式4的彩色显示阈值的变更中使用。
使用图21来说明本实施方式的MRI装置、全体控制部、显示操作部的处理步骤。
拍摄用于设定拍摄位置的定位图像(步骤2101)。
设定正式测量用的扫描参数(步骤2102)。
全体控制部108对数据库1084进行访问，取得与输入的被检测体信息相对应的血流速度。序列调整部1082基于取得的血流速度，如在实施方式1至3中说明那样调整序列(步骤2103)。
步骤2104至步骤2107与实施方式1至4相同。
步骤2108的彩色显示与彩色显示207相同，能够与实施方式4进行同样的处理。
通过本实施方式，在从数据库取得血流速度的情况下也可获得与实施方式1至4相同的效果。
以上，说明了本发明的各实施方式，本发明如果是取得非造影的MR灌注图像的方法，则能够适用于二维拍摄方法、三维拍摄方法中的任意一个，另外，关于使用的脉冲序列，能够采用自旋回波型回波平面成像法(SE－EPI)、快速自旋回波法(FSE)、梯度回波型回波平面成像法(GE－EPI)等公知的脉冲序列。
另外，本发明不仅适用于头部，还可以适用于心脏、肾脏、肝脏、上肢、下肢等身体躯干全部。
以上，说明了本发明的若干实施方式，通过本发明能够降低非造影灌注图像的不准确性，能够稳定地取得SNR高的血流动力学状况图像。另外，能够提高彩色显示的血流动力学状况图像的可靠性。
符号的说明
102：静磁场产生磁铁、103：倾斜磁场线圈、109：倾斜磁场电源、104：发送RF线圈、110：RF发送部、105：接收RF线圈、106：信号检测部、111：测量控制部(控制部)、108：全体控制部(控制部)、113：显示操作部。

Claims (12)

1.一种磁共振成像装置，其具备静磁场产生用磁铁、高频磁场产生部、倾斜磁场产生部、接收核磁共振信号的接收部、按照预定的脉冲序列控制所述高频磁场产生部、所述倾斜磁场产生部以及所述接收部的控制部，其特征在于，
所述脉冲序列包含标记血流的多个高频脉冲的施加、拍摄血流的序列，
所述控制部使用血流速度来控制所述多个高频脉冲中的一个以上的高频脉冲的施加位置。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述控制部具备标记/控制脉冲追踪量计算部，
该标记/控制脉冲追踪量计算部计算第二高频脉冲及其之后的高频脉冲的施加位置相对于第一高频脉冲的施加位置的修正量。
3.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述控制部通过调整高频脉冲的频率以及倾斜磁场施加量中的至少一方来控制所述第二高频脉冲及其之后的高频脉冲的施加位置。
4.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
并且，所述控制部使用血流速度来控制标记所述血流后直到开始所述拍摄为止的时间以及/或者用于标记所述血流的高频脉冲的施加位置。
5.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述时间是从所述多个高频脉冲中的最后的高频脉冲的施加开始到开始所述拍摄为止的时间。
6.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
还具备显示操作部，其基于血流描绘图像的信号强度的阈值来彩色显示血流描绘图像，所述显示操作部使用血流速度来变更所述阈值。
7.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述控制部通过使用相衬法进行测量或者访问保存有标准的血流速度信息的数据库来取得所述血流速度。
8.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
还具备显示血流描绘图像的显示操作部，所述显示操作部显示所述血流速度、标记所述血流后直到开始所述拍摄为止的时间、以及用于标记所述血流的高频脉冲的施加位置中的至少一个。
9.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
从由PASL、CASL以及pCASL构成的组中选择所述脉冲序列，
PASL是脉冲动脉自旋标记，CASL是连续动脉自旋标记，pCASL是伪连续动脉自旋标记。
10.一种磁共振成像装置，其具备静磁场产生用磁铁、高频磁场产生部、倾斜磁场产生部、接收核磁共振信号的接收部、按照预定的脉冲序列控制所述高频磁场产生部、所述倾斜磁场产生部以及所述接收部的控制部，其特征在于，
所述脉冲序列包含标记血流的高频脉冲的施加、拍摄血流的序列，
所述控制部使用血流速度来控制标记所述血流后直到开始所述拍摄为止的时间以及/或者用于标记所述血流的高频脉冲的施加位置。
11.一种磁共振成像装置，其具备静磁场产生用磁铁、高频磁场产生部、倾斜磁场产生部、接收核磁共振信号的接收部、按照预定的脉冲序列控制所述高频磁场产生部、所述倾斜磁场产生部以及所述接收部的控制部、显示血流描绘图像的显示操作部，其特征在于，
所述脉冲序列包含标记血流的高频脉冲的施加、拍摄血流的序列，
所述显示操作部具备基于血流描绘图像的信号强度的阈值进行彩色显示的功能，使用血流速度来变更所述阈值。
12.根据权利要求11所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述显示操作部还显示血流速度、标记所述血流后直到开始所述拍摄为止的时间、以及用于标记所述血流的高频脉冲的施加位置中的至少一个。
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