CN112824922A - 磁共振拍摄装置及其控制方法 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种磁共振拍摄装置及其控制方法，能够与设为对象的T1值及其要求精度相符地最优地设定T1图测量的拍摄条件。在MRI的拍摄部中，作为脉冲序列包含T1图测量用脉冲序列，该T1图测量用脉冲序列具有第一信号取得序列(501)和在施加反转脉冲(500)后使从上述反转脉冲开始的信号收集时刻不同地执行的多个信号取得序列(502、503)，拍摄控制部与拍摄对象的T1值及其要求精度对应地控制多个信号取得序列各自的拍摄条件，例如从反转脉冲开始的信号收集时刻、信号取得序列的个数。

Description

磁共振拍摄装置及其控制方法
技术领域
本发明涉及磁共振拍摄(以下称为“MRI”)装置，特别是涉及MRI装置的T1图测量。
背景技术
MRI装置是以下的拍摄装置，即在将被检测体(特别是人体)配置在均匀的静磁场中的状态下，测量通过向被检测体施加高频磁场(RF)脉冲而产生的核磁共振(NMR)信号，对被检测体的头部、腹部、四肢等的形态、功能进行二维或三维成像，其中，通过变更取得NMR信号的定时、RF脉冲的种类和施加的重复时间等拍摄条件，得到使对比度不同的各种图像。
通过MRI装置取得的图像之一具有T1图。T1图是根据每个体素的T1驰豫曲线直接计算T1并对T1值进行绘图所得到的图像。T1值根据组织而不同，因此能够根据T1图捕获组织的不同、特性的变化，特别对心肌特性评价有用。
此前，提出了各种T1图测量法，目前在临床最广泛使用的是Look-Locker法(非专利文献1)。该方法在照射了使自旋反转的前置脉冲后的纵向磁化驰豫过程中，改变定时地取得多个图像，对这些图像的信号值进行拟合，由此得到纵向驰豫曲线来测量T1。在该方法中，为了使拟合稳定，需要取得大量的图像，其结果是误差大还花费时间。
另一方面，在专利文献1中，作为测量RF脉冲的照射磁场分布(B1图)的方法，提出了在照射前置脉冲后使定时不同地进行多个信号测量的方法，记载了在照射前置脉冲之前进行多个信号测量中的一个。另外，在专利文献1中，记载了在计算B1图时也能够计算T1值。
如上述那样，在非专利文献记载的现有的Look-Locker法中，存在拍摄时间长并且误差大的问题。专利文献1的技术是以B1图测量为目的，虽然记载了也能够计算T1图值，但并没有研究T1图测量所需要的拍摄条件。因此，即使根据按照专利文献1记载的B1图测量用脉冲序列取得的信号计算T1图，也难以计算出高精度的T1值。在T1图测量中，精度、测量时间良好的拍摄参数根据拍摄对象的T1值而不同，因此希望每次适当地设定，但难以判断参数的适当程度，设定作业也繁琐。
非专利文献1：D.R.Messroghli et al.，“Modified Look-Locker InvenrionRecovery(MOLLI)for High-Resolution T1Mapping of the Heart”，Magn.Reson.Med.2004；52：141～164
专利文献1：国际公开2012/073474号
发明内容
本发明的课题在于，提供一种能够与成为对象的T1值及其要求精度相符地最优地设定T1图测量的拍摄条件的技术。
为了解决上述问题，在本发明中提供一种MRI装置，其具备与设为目标的T1值及其要求精度，即能够识别到几毫秒进行测量对应地决定拍摄条件的单元。
具体地说，本发明的MRI装置的特征为具备收集核磁共振信号的拍摄部、以及按照预定的脉冲序列控制上述拍摄部的拍摄控制部，上述脉冲序列包含T1图测量用脉冲序列，该T1图测量用脉冲序列具有第一信号取得序列、在施加反转脉冲后使从上述反转脉冲开始的信号收集时刻不同地执行的多个信号取得序列，上述拍摄控制部与拍摄对象的T1值及其要求精度对应地控制上述多个信号取得序列各自的拍摄条件。此外，关于T1值根据部位、组织而考虑各种值，在T1值为T1图测量的目标(人组织、模体等)的T1值以及该T1值具有幅度的情况下“拍摄对象的T1值”意味着还包含该幅度的值。
另外，本发明的MRI装置具备收集核磁共振信号的拍摄部、按照预定的脉冲序列控制上述拍摄部的拍摄控制部，其特征为上述脉冲序列包含T1图测量用脉冲序列，该T1图测量用脉冲序列具有第一信号取得序列、在施加反转脉冲后使从上述反转脉冲开始的信号收集时刻不同地执行的多个信号取得序列，上述T1图测量用脉冲序列包含在施加第一反转脉冲后使从上述第一反转脉冲开始的信号收集时刻不同地执行的第二信号取得序列和第三信号取得序列、在施加第二反转脉冲后使从上述第二反转脉冲开始的信号收集时刻不同地执行的第四信号取得序列和第五信号取得序列，上述第四和第五信号收集时刻分别与上述第二和第三信号取得序列的信号收集时刻不同。
本发明的磁共振拍摄装置的控制方法是执行T1图测量用脉冲序列的磁共振拍摄装置的控制方法，上述T1图测量用脉冲序列具有第一信号取得序列、在施加反转脉冲后使从上述反转脉冲开始的信号收集时刻不同地执行的多个信号取得序列，其特征为包含：接受与拍摄对象的T1值及其要求角度有关的信息的步骤；根据预先存储的与T1值及其精度有关的信息与上述T1图测量用脉冲序列的拍摄条件的关系，决定T1图测量用脉冲序列的步骤，上述拍摄条件包含上述多个信号取得序列各自的从上述反转脉冲开始的信号收集时刻、信号收集时间以及信号取得序列的个数中的任意一个。
根据本发明的MRI装置，在T1图测量中，执行不受前置脉冲的影响的用于取得图像的序列(第一信号取得序列)，通过将该图像的信号值用于T1图计算，能够为了T1图测量而将前置脉冲后的信号取得序列的数量、信号取得序列之间的间隔最优化，能够谋求提高计算T1值的精度，并且缩短测量时间。特别是能够与拍摄对象的T1值、T1值的范围以及要求精度相符地设定参数，能够通过幅度宽的T1值实现高的T1图精度。
附图说明
图1是表示应用本发明的MRI装置的整体结构的图。
图2是计算机(CPU)的功能框图。
图3是表示T1图测量的步骤的图。
图4是表示T1图测量用脉冲序列的一个例子的概要的图。
图5是详细表示图4的T1图测量用脉冲序列的图。
图6表示基于所设定的TI的实际的T1与计算值的偏差的不同。
图7是表示第一实施方式的拍摄序列的例子的图。
图8是表示第一实施方式的拍摄序列的其他例子的图。
图9是表示UI部的显示画面例子的图。
图10是表示存储在存储装置中的表的一个例子的图。
图11是表示存储在存储装置中的表的其他例子的图。
图12是表示第一实施方式的T1图测量的结果的图。
图13是第二实施方式的MRI装置的计算机(CPU)的功能框图。
图14是表示第二实施方式的拍摄序列的一个例子的图。
图15是表示第三实施方式的拍摄控制的步骤的图。
图16是表示第三实施方式的拍摄序列的一个例子的图。
图17是表示第三实施方式的拍摄序列的一个例子的图。
图18是表示第三实施方式的拍摄序列的一个例子的图。
具体实施方式
以下参照附图说明本发明的MRI装置的实施方式。
首先，说明应用本发明的MRI装置的整体结构。如图1所示，MRI装置具备静磁场产生部11、倾斜磁场产生部12、发送部13、接收部14、定序器15、信号处理部16、以及计算机(CPU)20。将除了计算机20以外的上述各部统称为拍摄部10。
静磁场产生部11具备永磁体方式、常导方式或超导方式的静磁场产生源，在放置被检测体1的空间中产生均匀的静磁场。根据产生的静磁场的方向，有垂直磁场方式和水平磁场方式。
倾斜磁场产生部12具备倾斜磁场线圈121，其施加作为MRI装置的坐标系(静止坐标系)的X、Y、Z的3个轴方向的倾斜磁场；以及倾斜磁场电源123，其驱动各倾斜磁场线圈121。按照来自后述的定序器15的指令驱动各个线圈的倾斜磁场电源123，由此在X、Y、Z的3轴方向上施加倾斜磁场Gx、Gy、Gz。通过组合这些倾斜磁场，能够产生任意方向的倾斜磁场，选择任意的拍摄截面(切片)，在与之正交并且相互正交的相位编码方向和频率编码方向上施加倾斜磁场，对NMR信号编码各个方向的位置信息。
发送部13为了使构成被检测体1的生物组织的原子的原子核自旋产生核磁共振，向被检测体1照射RF脉冲，其具备高频振荡器131、调制器132、高频放大器133、以及发送侧的高频线圈(发送线圈)135。在基于来自定序器15的指令的定时，通过调制器132对从高频振荡器131输出的RF脉冲进行振幅调制，在通过高频放大器133对该振幅调制后的高频脉冲进行放大后，提供给与被检测体1接近地配置的高频线圈135，由此向被检测体1照射RF脉冲。
接收部14检测由于构成被检测体1的生物组织的原子的原子核自旋的核磁共振而释放的NMR信号，其具备接收侧的高频线圈(接收线圈)145、信号放大器141、正交相位检波器142、以及A/D变换器143。通过与被检测体1接近地配置的高频线圈145检测通过从发送侧的高频线圈135照射的RF脉冲而感应出的被检测体1的响应的NMR信号，在通过信号放大器141进行放大后，在基于来自定序器15的指令的定时，通过正交相位检波器142分割为正交的2个系统的信号，通过A/D变换器143将该2个系统的信号分别变换为数字量，作为测量数据发送到信号处理部16。
定序器15在计算机20的控制下进行动作，向发送部13、倾斜磁场产生部12以及接收部14发送被检测体1的断层图像的数据收集所需要的各种指令，并且，定序器15进行控制使得按照预定的脉冲序列重复施加高频磁场脉冲(以下称为“RF脉冲”)和倾斜磁场脉冲。
信号处理部16进行各种数据处理和处理结果的显示以及保存等，也能够由CPU20实现其部分功能或全部功能。
在计算机20中具备RAM、ROM等存储装置30、具有显示器41、操作设备42等的UI部40、磁盘、光盘等外部存储装置50。UI部40从用户接受拍摄条件、拍摄开始等的指令，并且在显示器41显示促使发出指示的UI画面、拍摄结果，从而实现与用户之间的互动式的对话。
计算机20作为控制整个MRI装置的控制部发挥功能，并且作为从接收部14输入数据来执行信号处理、图像重构等处理的运算部发挥功能，将作为各种运算的结果的被检测体1的断层图像显示在显示器41，并且记录到存储装置30、外部存储装置40。
在图2中表示作为控制部和运算部发挥功能的计算机20的功能框图。如图示那样，在计算机20中具备：拍摄控制部21，其按照经由UI部40输入的拍摄所需要的信息、条件来控制拍摄；拍摄参数设定部22，其设定拍摄参数；图像重构部23，其使用通过信号处理部16处理后的信号来生成图像；T1图计算部25，其通过使用了图像的运算来计算T1图。此外，在计算机20中也可以具备在图2中没有图示的普通的MRI装置所具备的功能部。
拍摄控制部21接受的拍摄条件中包含拍摄对象的部位、拍摄序列、决定拍摄序列的参数，例如高频磁场的频域宽度、TE、TR、切片编码数、相位编码数、拍摄范围(FOV)等。与拍摄方法对应地拍摄序列有各种脉冲序列，预先存储在存储装置内。拍摄控制部21与拍摄对象、拍摄目的对应地读入预定的拍摄序列，通过参数设定部22设定的拍摄参数执行该拍摄序列，由此进行拍摄。在本实施方式中，作为拍摄序列，执行T1图测量的脉冲序列。
T1图测量用序列的拍摄参数除了包含上述的普通的拍摄参数以外，还包含T1时间、信号取得序列的个数(图像取得数)、信号取得序列之间的间隔、信号取得序列中的信号取得时间(或前置脉冲的激发数)、信号取得序列与前置脉冲的间隔等。在预先将预定的参数作为缺省而设定给参数设定部22的情况下，有时根据经由UI部40收到的用户指定来设定这些拍摄参数。用户指定例如是拍摄对象的T1值、T1图的要求精度(想要判别几毫秒的不同)等，其输入形式可以是各种形式。将在后面详细说明T1图测量的拍摄参数的设定。
T1图计算部25根据在T1图拍摄中通过接收部14检测出的NMR信号，取得T1图。与设定的参数(图像取得数)对应地使计算方法变化来实现T1图的计算方法。
由计算机20的CPU读入并执行在存储装置30、存储装置50中存储的程序，由此作为软件来实现上述的计算机20的控制和运算等各功能。关于T1图的计算，将与设定的图像取得数对应的T1计算方法的分支存储在存储装置30，T1图计算部25根据它计算T1图。但是，也可以用ASIC、FPGA等硬件来实现运算的功能之一。
接着说明本实施方式的MRI装置的T1图测量的概要。在图3中表示处理的流程。
首先，拍摄控制部21根据预先设定的拍摄序列、拍摄参数和拍摄条件，向定序器15发送指令，开始拍摄部10的拍摄(S1)。这时，拍摄控制部21与拍摄对象的T1值、用户希望的T1图的精度(精细度)等对应地设定适当的拍摄参数。
拍摄部10在进行公知的定位拍摄等而决定了被检测体的拍摄位置后，根据所设定的拍摄参数执行T1图测量的拍摄序列(S2)。在用于T1图测量的拍摄序列中，使用使纵向磁化反转的脉冲来作为前置脉冲，在纵向磁化驰豫过程中，执行从施加前置脉冲开始的信号收集时间不同的用于取得多个图像的序列(信号取得序列)，但在本实施方式中，特征为在施加前置脉冲之前，先执行信号取得序列以及根据所设定的拍摄参数调整在前置脉冲后执行的信号取得序列的T1时间等。
将通过在施加该前置脉冲之前执行的信号取得序列得到的图像用于T1图计算，由此能够减少施加前置脉冲后的信号取得序列的个数，并且提高T1图计算的精度。
在图4和图5中表示本实施方式的拍摄序列的一个例子。图4表示T1图测量用脉冲序列的概要和纵向磁化的变化。图5详细表示脉冲序列。
如图4所示，在本实施方式的T1图测量中，首先在执行用于取得图像的拍摄序列(信号取得序列)501后，施加前置脉冲500，从施加前置脉冲起在预定时间(T1时间)后，执行第二个、第三个信号取得序列502、503。如图4的下侧所示，前置脉冲500是使纵向磁化M0(原子核自旋)反转的180度RF脉冲(IR脉冲)。在该纵向磁化的驰豫过程中，在不同的TI时间执行信号取得序列502、503。此外，在图4中，表示出在施加前置脉冲后执行2次信号取得序列，但并不限于2次。
信号取得序列501～503在同一梯度回波系统的脉冲序列GE中，如图5所示，在与预定的切片选择倾斜磁场一起施加了激励用RF脉冲后，施加相位编码倾斜磁场脉冲和读出倾斜磁场脉冲，测量梯度回波。一边变更相位编码倾斜磁场脉冲的强度，一边重复进行从RF脉冲的施加到回波的测量，收集图像重构所使用的信号。各信号取得序列501～503中的RF脉冲的照射数与T1图的点阵数相同。在T1图测量中，取得低分辨率图像即可，例如点阵数是64×64。
在最初的信号取得序列501中，收集未受到前置脉冲500的影响的信号。在此，将通过该信号取得序列501取得的图像称为基准图像或TI0图像。在此，将通过在施加前置脉冲500后执行的信号取得序列502、503得到的图像称为TI1图像、TI2图像。直到测量预定数的回波为止，信号收集需要预定的时间，例如将配置在k空间数据的中心的回波的测量时刻作为信号收集时刻。在从k空间的中心开始测量回波信号的中心顺序的序列中，信号收集开始时间点成为信号收集时刻。
图像重构部23使用通过在纵向磁化驰豫过程中执行的信号取得序列502、503和未受到前置脉冲的影响的信号取得序列501分别得到的信号来重构图像。T1图计算部25通过这些图像之间的运算，计算每个像素的T1生成T1图(S3)。
如果将通过上述的T1图测量的3个信号取得序列501～503得到的3个图像，即基准图像、TI1图像以及TI2图像的信号值(各像素的信号值)分别设为S(TI0)、S(TI1)、S(TI2)，则可以用下式(1-1)～(1-3)表示它们。
(公式1)
S(TI0)∝M0 (1-1)
S(TI1)∝M0[l-(1-cos(FA)e-TI1/Tl] (1-2)
S(TI2)∝M0[1-(1-cos(FA)e-TI2/Tl] (1-3)
在公式中，M0是纵向磁化的大小，FA是照射磁场强度(B1)。
根据这些3个图像的信号值，求解纵向驰豫的联立方程式来求出T1值。
在将施加前置脉冲后的信号取得序列设为3次以上的情况下，例如从(TI0，TI1，TI2)、(TI0，TI1，TI3)、(TI0，TI1，TI4)等3个图像的组合，分别根据3个图像的信号值求解纵向驰豫的联立方程式来求出T1。3个结果为分别正确地求出接近TI2、TI3、TI4的T1，因此通过最终对T1的每个范围采用2个结果中的正确的结果而取得T1图。此外，取得图像数并不限于到TI4为止，既可以是到TI3为止，也可以有TI5及其之后。
在存储装置30内与图像取得数对应地分支地存储了上述T1图计算的算法，当决定了图像取得数时，T1图计算部25根据对应的计算方法计算T1图。
通过对每个像素计算T1而得到T1图。以预定的显示形式将T1值的计算结果、T1图显示在显示器(S4)。
在上述T1图测量中，拍摄控制部(拍摄参数设定部)21进行用于提高T1值的计算精度的拍摄参数调整。在拍摄控制部21调整的拍摄参数中，除了包含前置脉冲500后的各信号取得序列502、503的TI时间以外，还包含各信号取得序列502、503的间隔、信号取得序列的个数(取得图像数)、激发数(前置脉冲的个数)中的至少一个。
以下，详细说明在拍摄参数设定部22中设定的T1图测量的拍摄参数的调整。
T1图计算部25计算T1的运算是对图4所示的纵向驰豫曲线进行拟合的处理，在使用通过图4的拍摄序列得到的图像进行运算的情况下，通过拟合得到的解的精度依照以下的原则(1)～(4)。
(1)在照射前置脉冲时作用的倾倒角(FA)越接近180度则越正确，(2)第二个信号收集时间与第三个信号收集时间的间隔越长，则拟合越容易稳定，(3)信号收集序列的TI时间越接近T1值，求出越正确的解。例如，图6表示使第三个信号取得序列的TI(TI2)不同时的实际的T1值与T1计算值的关系。在图中，左侧是使右侧的尺度细致的图。如图所示，例如如果设为TI2＝100ms，能够将真实的TI2＝100ms测量为100ms，但是具有误差地将真实的TI2＝600ms计算为500ms等。如果设为TI2＝600ms，则能够将真实的TI2＝600ms测量为600ms，但具有误差地将真实的TI2＝50ms计算为100ms等(图6)。
在图中，“■”的点是将信号测量序列的个数(图像取得数)设为4次的情况，在该情况下，在T1值的宽范围内拟合良好。即，(4)通过增加图像取得数，能够正确地求出T1值的宽范围。但是，如果一次的纵向驰豫中的图像取得数多，则无法确保信号取得序列之间的间隔，因此误差变大。因此，在增加图像取得数的情况下，为了确保信号取得序列之间的间隔，需要调整前置脉冲的激发数。
拍摄参数设定部22依照这些原则设定拍摄参数，使得提高拟合的精度，并且使拍摄时间尽量不延长。
具体地说，对于(1)，考虑通过信号取得序列501施加的激励用RF脉冲的倾倒角来设定前置脉冲500的倾倒角。例如，信号取得序列501与前置脉冲500的间隔(Δt)没有具体限制，因此设为尽量近的间隔，并且进行设定使得信号取得序列501的RF脉冲和前置脉冲500的FA的总和成为180度。
对于(2)的信号收集序列的间隔，通过将在前置脉冲后最初执行的信号取得序列502的TI设为能够设定的最小值，能够增大TI1与TI2的时间差(ΔT)。
对于(3)，与设为目标的组织的T1值相符地，设定信号取得序列503的TI时间(TI2)。另外，在从短的T1到长的T1正确地测量的情况下，增加取得的图像的个数(追加TI3、TI4……)，在该情况下，为了确保信号取得序列之间的间隔(图像取得的间隔)，调整激发数。激发数的调整是指分多次地取得通过信号取得序列取得的信号，由此，能够缩短信号取得时间，使图像取得的间隔变宽。
这样在本实施方式的MRI装置(拍摄控制部)中，与作为拍摄对象的组织、用户要求的精度、拍摄时间对应地调整T1图测量用脉冲序列的拍摄参数。由此，不延长拍摄时间地提高T1值测量的精度。
以下，说明拍摄控制部的调整的具体实施方式。
<第一实施方式>
在本实施方式中，说明拍摄参数设定部22设定的具体设定例子。
拍摄参数设定部22接受与成为对象的T1值及其要求精度有关的用户指定来设定拍摄参数。
在用户指定的T1值是单一值的情况下，如图7的(A)、(B)所示，作为在施加前置脉冲后执行2次信号取得序列的拍摄序列，关于前置脉冲后最初的信号取得序列502例如将TI1设定为10ms使得相对于前置脉冲尽量不隔开间隔。关于第二次的信号取得序列503与所指定的T1值相符地设定TI2。
另外，为了隔开图像取得的间隔，与要求精度对应地变更激发数。例如，如果设T1图的点阵数为64×64，TR＝5ms，则各图像的取得时间为5ms×64＝320ms。这时，例如在TI1＝10ms、TI2＝60ms时，取得各图像的间隔为270ms(＝600﹣(10+320))。
对此，如果设激发数为2，则图像的取得时间能够缩短为一半(5ms×32＝160ms)，因此能够将取得各图像的间隔延长至430ms(＝600﹣(10+160))。由此，例如在图像取得间隔为270ms时将真实的T1值(600ms)计算为550ms的情况下，能够计算为590ms等从而提高精度。
在成为测量对象的组织包含多个T1值，范围比较宽的情况下，增加图像的取得数，即施加前置脉冲后的信号取得序列的个数。在该情况下，可以在施加一次前置脉冲后执行3次以上的信号取得序列，但如果一次的纵向驰豫中的图像取得数变多，则误差变大。因此，在该情况下，增加激发数，使在相邻的激发中在施加前置脉冲后实施的信号取得序列的TI不同。
例如如图8所示，在第一个激发中取得TI1图像和TI3图像(TI＝600ms)，在第二个激发中取得TI2图像(TI＝100ms)和TI4图像(TI＝1000ms)。由此，能够隔开图像取得的间隔(ΔT)，计算出的T1值的精度变好。可以在任意一个前置脉冲之前取得TI0图像，但为了统一前置脉冲的施加条件(倾倒角)，优选在任意一个激发中执行TI0信号取得序列。
在增加了施加前置脉冲后的信号取得序列的个数的情况下，T1图计算部25从存储装置30中选择与图像数对应的计算方法来计算T1图。即，如上所述，使用3个图像的多个组合求出T1，最终对T1的每个范围采用最正确的结果来作为T1图。
关于上述的拍摄参数的调整，既可以与用户指定的T1值及其范围以及要求精度对应地进行调整，也可以缺省地设定预定值。在用户指定的情况下，与精度、测量时间相关的用户自由度高。另一方面，在缺省地设定的情况下，每次的拍摄参数不变化，因此具有拍摄变得简洁的优点。但是，也可以使用户能够调整缺省设定的值。以下，说明各个情况下的具体例子。
[用户指定的情况]
关于用户的指定，为了输入T1值、要求精度本身，可以是能够确定T1值、要求精度的其他表达方式。在图9中表示了接受用户指定的UI画面例子。图9的(A)是设置了用于输入T1值和要求精度的输入框91、92的画面。用户在T1图测量之前，可以向输入框91输入1个或多个T1值，另外可以在输入框92中通过数值输入精度，或选择并指定“低”、“中”、“高”等。也可以作为精度的替代或者除了精度的输入框以外，追加测量时间“短”、“中”、“长”等的输入框。图9的(B)是用于接受拍摄对象(部位名)和检查名的输入的UI画面例子。都可以通过文本形式输入，也可以为下拉菜单。在图9的(B)的情况下，与(A)的情况相比，能够降低用户操作的难易度。
将用于表示这些用户指定与拍摄参数之间的关系的表预先存储在存储装置30中。存储的表记录了预先通过模拟求出的最优的拍摄参数的决定方法。
在图10中表示了用户指定是图9的(A)时的表的例子，在图11中表示了图9的(B)时的表的例子。此外，当在图9的(B)的输入画面中接受文本形式的输入的情况下，预先生成将所接受的关键词与预先登记的拍摄对象名、检查名关联起来的表。拍摄参数设定部22如果接受了经由UI画面输入的用户指定，则根据表来决定适合的图像取得数、TI值、激发数、取得各图像的定时。
对于已决定的拍摄条件，可以计算并显示拍摄时间。由此，如果与希望的拍摄时间不相符，用户适当地重新输入要求精度或手动调整参数来进行拍摄。拍摄控制部21使用最终设定的拍摄条件和其他的拍摄参数，控制拍摄部10的拍摄。
通过根据用户指定来设定拍摄条件，装置自动地选择最优的T1图的拍摄参数，因此不需要拍摄者每次根据原理调整拍摄参数，能够消除设定作业的难度和繁琐性。
[缺省设定的情况]
另一方面，在不基于用户指定而缺省地设定拍摄参数的情况下，由于某种程度地已经确定了人的组织的T1值及其范围，因此预先设定将涵盖该范围的2点以上的T1值作为目标的拍摄序列。例如，作为缺省，设定图8所示的通过2个激发测量4点(例如TI1＝10ms、TI2＝100ms、TI3＝600ms、TI4＝1000ms)的T1值的拍摄序列。另外，对于T1的计算方法，也设定以下的计算方法，即从(TI0，TI1，TI2)、(TI0，TI1，TI3)、(TI0，TI1，TI4)等3个图像的组合，分别根据3个图像的信号值求出T1，最终对T1的每个范围采用3个结果中的正确的结果。
在缺省设定的情况下，也可以对头部用、胸部用、腹部用等每个部位、每个脏器，设定使4点的TI不同的多个拍摄参数组。一般在拍摄时，设定拍摄部位等，因此拍摄参数设定部22根据所设定的部位等，自动地选择并设定多个拍摄参数组中的某一个。
此外，作为缺省，也可以不设定全部的拍摄条件，例如将取得图像数固定，只接受TI的用户指定，或者将多个TI及其取得顺序固定，针对取得图像数接受用户指定等。
可以将缺省设定的拍摄参数显示到UI画面，这时可以接受用户的变更、与测量时间有关的用户指定。拍摄参数设定部22接受用户变更或新的用户指定来调整所设定的拍摄参数。
[实施例]
在图12的(A)、(B)中表示了通过本实施方式的T1图测量法进行T1图测量的结果。图12的(A)是模体，图12的(B)是设为图像取得数＝3(TI0＝﹣600ms、TI1＝200ms、TI2＝600ms)在人腹部进行了T1图测量的结果。如图所示，通过本实施方式的T1图测量法，以少的图像取得数得到了高精度的T1图。
根据本实施方式，作为T1图测量的拍摄序列，包含在前置脉冲之前取得TI0的图像的序列，由此能够减少前置脉冲后的信号取得序列，能够谋求提高T1计算的精度以及缩短拍摄时间。另外，根据本实施方式，能够执行与组织的T1值、拍摄目的对应地设定了适当的拍摄参数的T1图测量，并且能够提高计算出的T1图的精度。
<第二实施方式>
在本实施方式中，在T1图测量中进行在施加前置脉冲之前执行信号取得序列的拍摄序列与第一实施方式相同，但在本实施方式中，特征为使用通过施加前置脉冲之前的信号取得序列取得的信号，与T1图测量同时地进行B1图或T2*图测量。
以下，以与第一实施方式的不同点为中心说明本实施方式的MRI装置。
在图13中表示本实施方式的MRI装置的计算机(CPU)的框图。在图13中，用相同的附图标记表示与第一实施方式的CPU(图2)相同的功能部，并省略重复的说明。如图所示，本实施方式的CPU20向运算部追加了B1图计算部26和T2*图计算部27。但是，也可以只有B1图计算部26和T2*图计算部27中的任意一方。
[B1图测量]
另外，追加了B1图测量时的拍摄序列与图4、图8所示的拍摄序列相同，作为施加前置脉冲后的信号取得序列执行2点以上的信号取得序列，但是使施加前置脉冲之前的信号取得序列与前置脉冲的间隔ΔT比T1图测量时长。在T1图测量中，该间隔ΔT的长短不影响T1图的精度，但对于B1图，间隔越长则能够进行越高精度的测量。
对于除此以外的拍摄参数，与第一实施方式相同，从前置脉冲500到TI1的信号取得序列为止的期间尽量短(例如10ms)，信号取得序列502与503之间(ΔT)尽量长。在由于设定的TI而无法延长该图像取得的间隔(ΔT)的情况下，如图8的拍摄序列那样，增加前置脉冲500的激发数来延长图像取得的间隔。
B1图计算部26使用通过该拍摄脉冲序列得到的3个图像(TI0图像、TI1图像、以及TI2图像或TI3图像)的信号值，求解上述纵向驰豫的联立方程式来求出FA(B1值)。
[T2*图测量]
另一方面，关于追加了T2*图测量时的拍摄序列，使回波时间(TE)不同地重复进行在施加前置脉冲之前执行的信号取得序列(TI0图像的取得)501。除此以外的条件与T1图测量时相同。例如，在图8的拍摄序列中，在照射前置脉冲之前执行的TI0的信号取得序列是相同的条件，但在图14所示的拍摄序列中，在前置脉冲的每次激发中执行TI0的信号取得序列501A、501B……，并使回波时间TE不同。
如果设激发数为n次，则能够得到回波时间不同的n个TI0图像。可以用下式(2)表示这些图像的信号值。
[公式2]
Figure BDA0002562573540000141
根据使TE不同的多个信号值，可以用下式(3-1)、(3-2)表示T2*。
T2*图计算部27根据该公式进行拟合来计算T2*。
[公式3]
Figure BDA0002562573540000142
Figure BDA0002562573540000143
关于T1图的计算，与第一实施方式相同，但如图14所示的拍摄序列那样，当在前置脉冲500的每个激发中执行TI值不同的信号取得序列502、503(504、505)的情况下，作为3个图像的组合而使用多个组合，能够根据最正确地求出T1值的组合来计算T1值。但是，在设为目标的T1值的幅度窄的情况下，也可以重复进行同一组合的图像取得。
并且，在与T1图一起测量B1图和T2*图双方的情况下，在上述的T2*图测量的拍摄序列中，追加用于B1图测量的条件，即延长TI0信号取得序列501与前置脉冲500之间的间隔。
在本实施方式的MRI装置中，也能够构成为用户经由UI部选择追加B1图测量或T2*图测量。
根据本实施方式，以T1图测量的拍摄序列为基础进行条件的追加，由此能够进行B1图测量、T2*图测量，与独立地测量它们的情况相比，能够谋求大幅缩短测量时间。
<第三实施方式>
本实施方式的MRI装置通过心电门控进行T1图测量。因此，本实施方式的MRI装置在CPU中具备同步信号输入部，该同步信号输入部输入安装在被检测体1(图1)的心电图仪(未图示)的输出来作为同步信号，拍摄控制部21使用同步信号来控制T1图测量用拍摄序列。
以下，说明与第一和第二实施方式的不同点。在图15中表示拍摄控制部21的控制的流程，在图16、图17中表示本实施方式的拍摄序列的一个例子。
与第一实施方式同样地，拍摄控制部21首先设定取得TI0图像和在施加前置脉冲后取得TI1图像、TI2图像等多个图像的拍摄序列，并决定其拍摄参数(TI、TR等)(S11)。例如，如图7所示，拍摄序列除了取得TI0以外，还取得2点(TI1～TI2)的TI不同的图像。在心电门控中，使从R波到各信号取得序列开始为止的时间相同。
另外，拍摄控制部21当输入了来自心电图仪的信号时，测量R波与R波的间隔(一个心跳的长度)，计算其平均值(S12)。将计算出的一个心跳的长度(R﹣R)与TI进行比较，如果TI1与TI2的间隔接近R﹣R，则使TI0图像、TI1图像以及TI2图像的取得间隔为1个心跳(S13、S14)(图16)。在TI1与TI2的间隔接近R﹣R的倍数的情况下，使TI1图像与TI2图像的取得间隔为该倍数的心跳(S13、S15)(图17)。在TI1与TI2的间隔不接近R﹣R的情况下，在取得TI1图像后隔开时间从而纵向磁化驰豫后，在照射前置脉冲504后取得TI2图像。这时，通过调整照射前置脉冲504的定时，而设为希望的TI2图像取得定时(S13、S16)(图18)。
在设定拍摄条件后开始拍摄，根据得到的图像计算T1图与其他实施方式相同(S16)。
在本实施方式中，也可以在设定拍摄条件的步骤S11中，与拍摄对象的T1、要求精度对应地或根据用户指定，决定多个TI、信号取得序列(取得图像)的个数和间隔、激发数等。
T1图对心肌特性评价有用，根据本实施方式，能够提高心肌特性评价的精度。
以上说明了本发明的MRI装置及其控制方法的实施方式，但只要技术上不矛盾，则也能够适当地组合执行上述实施方式。例如，在进行心电门控时，也能够不只进行T1图测量，还进行T2*图测量，关于条件的设定，可以具有缺省地设定的情况或根据用户指定进行调整或变更的情况。
附图标记说明
10：拍摄部；11：静磁场产生部；12：发送部；121：高频振荡器；122：调制器；123：高频放大器；125、145：高频线圈；131：倾斜磁场线圈；132：倾斜磁场电源；14：接收部；141：信号放大器；142：正交相位检波器；143：A/D变换器；15：定序器；16：信号处理部；20：计算机(CPU)；21：拍摄控制部；22：拍摄参数设定部；23：图像重构部；25：TI图计算部；26：B1图计算部；27：T2*图计算部；30：存储装置；40：UI部；41：显示器；412：操作部；50：外部存储装置。

Claims (15)

1.一种磁共振拍摄装置，其具备收集核磁共振信号的拍摄部、以及按照预定的脉冲序列控制上述拍摄部的拍摄控制部，
其特征在于，
上述脉冲序列包含T1图测量用脉冲序列，该T1图测量用脉冲序列具有第一信号取得序列、在施加反转脉冲后使从上述反转脉冲开始的信号收集时刻不同地执行的多个信号取得序列，
上述拍摄控制部与拍摄对象的T1值及其要求精度对应地控制上述多个信号取得序列各自的拍摄条件。
2.根据权利要求1所述的磁共振拍摄装置，其特征在于，
上述拍摄条件包含从上述反转脉冲开始的信号收集时刻、在施加上述反转脉冲后执行的信号取得序列的个数、上述多个信号取得序列之间的间隔以及信号收集时间中的至少一个。
3.一种磁共振拍摄装置，其具备收集核磁共振信号的拍摄部、按照预定的脉冲序列控制上述拍摄部的拍摄控制部，
其特征在于，
上述脉冲序列包含T1图测量用脉冲序列，该T1图测量用脉冲序列具有第一信号取得序列、在施加反转脉冲后使从上述反转脉冲开始的信号收集时刻不同地执行的多个信号取得序列，
上述T1图测量用脉冲序列包含在施加第一反转脉冲后使从上述第一反转脉冲开始的信号收集时刻不同地执行的第二信号取得序列和第三信号取得序列、在施加第二反转脉冲后使从上述第二反转脉冲开始的信号收集时刻不同地执行的第四信号取得序列和第五信号取得序列，
上述第四信号取得序列和第五信号取得序列的信号收集时刻分别与上述第二信号取得序列和第三信号取得序列的信号收集时刻不同。
4.根据权利要求3所述的磁共振拍摄装置，其特征在于，
上述拍摄控制部与拍摄对象的T1值及其要求精度对应地控制上述多个信号取得序列各自的拍摄条件。
5.根据权利要求4所述的磁共振拍摄装置，其特征在于，
上述拍摄条件包含从上述反转脉冲开始的信号收集时刻、在施加上述反转脉冲后执行的信号取得序列的个数、在施加上述反转脉冲后执行的多个信号取得序列之间的间隔、以及信号收集时间中的至少一个。
6.根据权利要求1所述的磁共振拍摄装置，其特征在于，
上述磁共振拍摄装置还具备存储部，该存储部存储与T1值及其精度有关的信息与上述T1图测量用脉冲序列的拍摄条件之间的关系，
上述拍摄控制部使用存储在上述存储部中的关系，控制上述T1图测量用脉冲序列的拍摄条件。
7.根据权利要求1所述的磁共振拍摄装置，其特征在于，
上述磁共振拍摄装置还具备运算部，该运算部使用通过执行上述T1图测量用脉冲序列而取得的核磁共振信号，进行包含T1图的计算在内的运算，
上述运算部通过与上述多个信号取得序列的个数对应的计算方法来进行T1图的计算。
8.根据权利要求7所述的磁共振拍摄装置，其特征在于，
上述运算部还使用通过执行上述T1图测量用脉冲序列而取得的核磁共振信号计算B1图。
9.根据权利要求7所述的磁共振拍摄装置，其特征在于，
上述T1图测量用脉冲序列还具有与上述第一信号取得序列相同种类并且回波时间不同的追加信号取得序列，
上述运算部使用通过上述第一信号取得序列和上述追加信号取得序列分别取得的核磁共振信号来计算T2*图。
10.根据权利要求1所述的磁共振拍摄装置，其特征在于，
上述磁共振拍摄装置还具备用户界面部，该用户界面部用于接受与拍摄对象的T1值及其要求精度有关的用户指定，
上述拍摄控制部按照上述用户界面部接受的用户指定，控制上述T1图测量用脉冲序列的拍摄条件。
11.根据权利要求10所述的磁共振拍摄装置，其特征在于，
上述用户界面部接受T1值的范围来作为上述拍摄对象的T1值。
12.根据权利要求10所述的磁共振拍摄装置，其特征在于，
上述用户界面部接受可判别的T1值的幅度来作为上述要求精度。
13.根据权利要求10所述的磁共振拍摄装置，其特征在于，
上述用户界面部接受检查对象的部位和检查名来作为上述用户指定。
14.根据权利要求1所述的磁共振拍摄装置，其特征在于，
上述磁共振拍摄装置还具备同步信号输入部，该同步信号输入部接受从拍摄中的检查对象收集到的与心跳有关的同步信号，
上述拍摄控制部控制上述拍摄部使得上述多个信号取得序列中的信号收集时刻为相同或接近的心脏时间相位。
15.一种磁共振拍摄装置的控制方法，该磁共振拍摄装置执行T1图测量用脉冲序列，该T1图测量用脉冲序列具有第一信号取得序列、在施加反转脉冲后使从上述反转脉冲开始的信号收集时刻不同地执行的多个信号取得序列，
其特征在于，
上述控制方法包含：
接受与拍摄对象的T1值及其要求角度有关的信息的步骤；
根据预先存储的与T1值及其精度有关的信息与上述T1图测量用脉冲序列的拍摄条件之间的关系，决定T1图测量用脉冲序列的步骤，
上述拍摄条件包含上述多个信号取得序列各自的从上述反转脉冲开始的信号收集时刻、信号收集时间以及信号取得序列的个数中的任意一个。
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