CN1845702A - 磁共振成像方法及装置 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种磁共振成像方法，当采用施加预饱和脉冲的脉冲序列与受检体体动同步进行摄像时，降低回波信号强度的分散和以此为原因引发的图像上的伪影。特别是防止在延迟造影摄像中的由心室内的血液引起的伪影。为此，在计测回波信号前，通过施加将纵向磁化调整成需要的状态的IR脉冲等，抑制回波信号强度的分散，防止伪影。

Description

磁共振成像方法及装置
技术领域
本发明涉及一种通过对受检体的需要的摄像区域进行摄像而图像化的磁共振成像方法及装置。特别是涉及当采用施加预饱和脉冲的脉冲序列与受检体的体动同步进行摄像时、使回波信号强度的分散降低的技术。
背景技术
在磁共振成像装置中，利用Gd-DTPA等造影剂聚集在坏死、梗塞状态的心肌的性质，进行通过T1加权摄像提取上述心肌作为高信号区域的延迟造影摄像。
该延迟造影摄像的一般的磁场施加过程(脉冲序列，以下简称序列)如下所述。即，患者在屏息下与心电图R波同步，从R波开始经过等待时间TD(第1等待时间)后，实行对层面(slice)非选择性施加180度反转脉冲的反转恢复(Inversion Recovery)序列作为预饱和序列；接下来，在等待时间TI(第2等待时间)后实行计测回波信号的信号计测序列。一般上，1次心脏搏动计测约20个回波信号。它们反复10～20个心脏搏动，一个层面摄像约15秒。
但是，已知在延迟造影摄像中，在图像上产生来源于心室内血液的伪影(artifact)。该伪影的原因如下所述。即，在静磁场强度为1.5T的情况下，血液的纵向弛豫时间TI约为1500ms，与一般的心动周期(700ms至1秒)相比时间较长。在延迟造影摄像中，因为在每次心脏搏动时实行反转恢复序列和信号计测序列，所以血液的纵向磁化在1次心动期间内没有充分恢复。因此，在按每次心脏搏动所计测的回波信号之间，其强度出现分散。其结果，在由这样的回波信号重建的图像上就会发生伪影。因为心室内的血液和心肌相互邻接，所以在图像上伪影与心肌重叠导致诊断能力降低。
作为防止上述伪影的方法，已知有(专利文献1)中记载的技术。在该技术中，与心电图R波同步，最初在规定层面上施加第1反转恢复脉冲。接下来，切入除上述规定层面以外的区域施加第2反转恢复脉冲。然后，以上述规定层面含有的区域为层面计测回波信号。换言之，通过在一次心动期间内对饱和区域施加不同的反转恢复脉冲2次，防止了由心室内血液引起的伪影。因此，记载有对于上述规定层面以外的血液，可以取得充分的抑制效果。
如上所述，在延迟造影摄像时，在图像中产生来源于心室内血液的伪影。但是，用(专利文献1)所述的技术，对于规定层面中含有的血液，第2反转恢复脉冲不能达到其效果。因此，对由规定层面内发出的回波信号强度的分散进行抑制的效果变得不充分。其结果，不能完全抑制在图像上产生的伪影。
专利文献1：特开2002-306450号公报
发明内容
于是，本发明的目的在于，在使用施加预饱和脉冲的脉冲序列，与受检体的体动同步摄像时，通过降低回波信号强度的分散，防止图像上发生伪影以改善图像质量。特别是，本发明的目的还在于，在延迟造影摄像中，对来自心室内血液的由规定层面所发出的回波信号强度的分散进行抑制，防止在图像上发生伪影。
为了达成上述目的，本发明的磁共振成像方法由如下所述构成。即，
具有：体动信息获取工序，其获取上述受检体的体动信息的；纵向磁化调整工序，其与上述体动信息同步，并反复实行用于将含有上述需要的摄像区域的区域的纵向磁化达到需要状态的第1脉冲序列1次以上；计测工序，与上述体动信息同步，并反复实行具有计测序列的第2脉冲序列1次以上，所述的计测序列是对用于摄像上述需要的摄像区域并图像化的回波信号进行计测；重建工序，使用通过上述计测工序所计测的回波信号重建上述图像并显示；其中，上述第1脉冲序列具有以规定的角度对包含上述需要的摄像区域的区域的纵向磁化进行激发的调整脉冲，上述第2脉冲序列具有使上述需要的摄像区域的纵向磁化反转180度的反转脉冲。
特别是，上述纵向磁化调整工序在开始上述摄像时实行；上述计测工序在上述纵向磁化调整工序之后实行。另外，使上述调整脉冲激发角度为180度。或者，使上述调整脉冲的激发角度为90度以上180度以下。
由此，当使用施加预饱和脉冲的序列进行摄像时，可以降低回波信号强度的分散。其结果，可以防止在图像上发生伪影。
本发明的磁共振成像方法的优选实施方式是，上述体动信息获取工序检测出上述受检体的心电图波形和其R波，上述第1和第2脉冲序列是在每次心脏搏动时，在检测出上述R波之后经过第1等待时间后实行。特别是，上述第2脉冲序列是从上述反转脉冲开始经过第2等待时间后实行上述计测序列。
由此，即使在与心电图R波同步摄像时，可以降低回波信号强度的分散，防止在图像上发生伪影。特别是，与使用反转恢复序列进行摄像的情况也相同。
另外，本发明的磁共振成像方法的优选实施方式是，在上述纵向磁化调整工序之前，具有向上述受检体给予造影剂的造影剂给予工序；上述纵向磁化调整工序是从上述造影剂给予工序开始经过规定的待机时间之后被实行的。
由此，即使在延迟造影摄像中，可以降低回波信号强度的分散，防止在图像上发生的伪影。
另外，本发明的磁共振成像方法的优选实施方式是，当上述体动为周期性时，上述体动信息获取工序检测出上述周期的变化；上述纵向磁化调整工序在检测出上述周期的变化后即刻被插入到正在实行的上述计测工序而实行。特别是，与上述周期变化以心律不齐为基础的情况相同。
由此，即使在体动的周期发生变化时，也可以降低回波信号强度的分散，防止图像上发生伪影。
另外，本发明的磁共振成像方法的优选实施方式是，上述体动信息检测工序检测出上述需要的摄像区域的位置或变位，上述纵向磁化调整工序在上述位置来到规定的位置时，或者在上述变位成为需要的范围时，被插入到实行中的上述计测工序中而实行。特别是，上述体动信息检测工序检测出反映上述需要的摄像区域的位置或变位信息的导航回波。
由此，即使在通过体动使需要的摄影区域发生变位的情况下，也可以降低回波信号强度的分散，防止图像上发生伪影。
另外，本发明的磁共振成像方法的优选实施方式是，上述调整脉冲的激发角度可以根据每次心脏搏动进行变更。
由此，可以对应心动周期，更加迅捷且灵活地调整纵向磁化。
另外，本发明的磁共振成像方法的优选实施方式是，在上述调整脉冲后，实行与上述计测序列相同的模拟计测序列。此外，根据由上述模拟计测序列所计测的上述回波信号来决定上述第1脉冲序列的反复次数。
由此，通过使第1脉冲序列和第2脉冲序列一样，可以使由第1脉冲序列调整的纵向磁化顺利地被接续到第2脉冲序列。进而，可以对应于纵向磁化状态来决定第1脉冲序列的反复次数。
另外，本发明的磁共振成像方法的优选实施方式是，上述计测序列在该计测序列的实行之前，实行与该计测序列相同的空计测序列。
由此，因为计测前的回波信号强度稳定，所以可以进一步降低回波信号强度的分散，进一步防止在图像上发生伪影。
另外，本发明的磁共振成像方法的优选实施方式是，上述纵向磁化调整工序在摄像开始时和上述周期变化后马上分别使被实行的上述第1脉冲序列的反复次数不同。或者使上述调整脉冲的激发角度不同。
由此，对应实行第1脉冲序列的状况，可以灵活地进行纵向磁化的调整。
另外，为了达成上述目的，本发明的磁共振成像装置由如下构成。即，磁共振成像装置具备如下机构：对受检体施加静磁场的静磁场发生机构，对上述受检体施加层面方向、相位编码方向和频率编码方向的梯度磁场的梯度磁场发生机构，对上述受检体内的原子核自旋照射引起核磁共振的高频磁场脉冲的高频磁场发送机构，接收由核磁共振发射的回波信号的回波信号接收机构，使用上述回波信号进行图像重建演算的信号处理机构，检测出上述受检体的状态并输出反映该状态的信息的受检体状态检测机构，对应上述受检体状态对用于接收上述回波信号的脉冲序列进行控制的脉冲序列控制机构；其中，与来自上述受检体状态检测机构的信息同步并对上述受检体的需要的摄像区域进行摄像的上述脉冲序列，是由对含有该需要的摄像区域的区域进行纵向磁化调整的第1脉冲序列、和随后接着实行的对来自上述需要的摄像区域的回波信号进行计测的第2脉冲序列构成；
上述第1脉冲序列具有以规定角度激发含有上述需要的摄像区域的区域进行纵向磁化的调整脉冲，上述第2脉冲序列具有对上述需要的摄像区域的纵向磁化进行180度反转的反转脉冲。
由此，当采用施加预饱和脉冲的序列进行摄像时，可以降低回波信号的分散。其结果，可以防止在图像上发生伪影。
本发明的磁共振成像装置的优选实施方式是，上述受检体状态检测机构中具有把上述受检体的心电波形或脉搏波形变换成电子信号而输出的机构，上述脉冲序列控制机构使上述第1脉冲序列和上述第2脉冲序列同步于上述电子信号，在每次心脏搏动分别反复规定次数。
由此，即使当与心电图R波同步进行摄像时，也可以降低回波信号强度的分散，防止在图像上发生的伪影。
另外，本发明的磁共振成像装置的优选实施方式是，上述脉冲序列具有对反映上述需要的摄像区域的位置或者变位信息的导航回波进行计测的脉冲序列，上述受检体状态检测机构从上述导航回波检测出上述需要的摄像区域的位置或者变位，上述脉冲序列控制机构是当上述位置到达规定位置时，或者当上述变位达到需要的范围时，将上述第1脉冲序列插入到正在实行的第2脉冲序列中而实行。
由此，即使当通过体动使需要的摄像区域发生变位时，也可以降低回波信号强度的分散，防止在图像上发生的伪影。
附图说明
图1是表示(a)仅由反转恢复序列IR，(b)由反转恢复序列IR和信号计测序列Acq构成摄像开始时的空心脏搏动序列的实施例的图。
图2是表示(a)仅由饱和恢复序列SR，(b)由饱和恢复序列SR和信号计测序列Acq构成摄像开始时的空心脏搏动序列的实施例的图。
图3是表示(a)仅由饱和恢复序列SR构成刚刚发生心律不齐之后的空心脏搏动序列的、(b)由饱和恢复序列IR和信号计测序列Acq构成刚刚发生心律不齐之后的空心脏搏动序列的实施例的图。
图4是表示延迟造影摄像序列的实施例的图。
图5是表示(a)仅由计测序列，(b)由空计测序列和计测序列构成信号计测序列的实施例的图，(c)是表示纵向磁化的变化的图。
图6是表示横膈导航的一例的图。(a)是表示受检体的各组织和层面断面与横膈导航激发区域的位置关系的图，(b)从与横膈正交的层面断面来看，从基于90度脉冲的激发区域和基于180度脉冲的激发区域交差的菱形柱状区域发生导航回波信号的图。
图7是表示采用横膈导航序列的体动检测的实施例的图。(a)是表示横膈导航序列的一例的图，(b)是表示在本计测序列中插入横膈导航序列的一例的图。
图8是表示应用本发明的MRI装置的优选构成例的图。
图9是表示梯度回波序列的一例的示意图。
具体实施方式
下面，以图为基础说明本发明的实施方式。其中，在用于说明发明的实施方式的所有图中，对具有相同功能的构件赋予相同符号，省略反复对其说明。
图8是表示应用本发明的磁共振成像(以下称作MRI)装置的优选构成例的示意图。801是发生静磁场的磁石；802是患者等受检体；803是载置受检体802的床；804是对受检体802照射高频磁场同时检测出来自受检体802的回波信号的高频磁场线圈(兼有发射高频磁场的发送和回波信号的接收的功能)；805、806、807分别是用于在X方向、Y方向和Z方向的任意方向发生层面选择、相位编码、频率编码中任意一种的梯度磁场的梯度磁场发生线圈。808是用于向高频磁场线圈804供给电源的高频磁场电源，809、810、811分别是用于向上述各个梯度磁场发生线圈805、806、807供给电流的梯度磁场电源。816是序列发生器，向梯度磁场电源809、810、811，高频磁场电源808，合成器812，调制装置813、放大器814、接收器815等周边装置发送命令进行控制MRI装置的运行控制。817是储存摄像条件等数据的存储介质。818为计算机，参照从接收器815输入的回波信号和存储介质817内的数据进行图像重建。819是显示由计算机818进行的图像重建结果的显示器。812是作为受检体状态检测机构在受检体802上所安装的ECG(心电图)探头，820是检测出来自ECG探头821的心电波形并送到序列发生器816的心电波形检测器。
接着，说明一例采用图8所示的MRI装置对受检体802进行摄像时的运行步骤。根据操作者所指定的摄像条件，序列发生器816按照规定的序列向梯度磁场电源809～811发送命令，通过梯度磁场线圈805～807发生各个方向的梯度磁场。与此同时，序列发生器816向合成器812、调制装置813发送命令，生成高频磁场波形，通过高频磁场电源808所放大的高频磁场(以下称作RF脉冲)由高频磁场线圈804产生，然后对受检体802进行照射。由受检体802所产生的回波信号通过高频磁场线圈804接收后，由放大器814进行放大，由接收器815进行A/D转换和检波。就成为检波的基准的中心频率而言，因为在存储介质817中保持有事先计测的值，所以通过序列发生器816读出来并设在接收器815中。检波后的回波信号被输送到计算机818中并应用图像重建处理。图像重建等的结果被显示在显示器819上。另外，序列发生器816与来自心电波形检测器820的心电波形同步并控制序列的实行。
第1实施方式
接下来说明本发明的第1实施方式。本实施方式是指当采用施加预饱和脉冲的序列进行摄像时，在摄像开始时，对含有受检体的需要的摄像区域的区域的纵向磁化进行调整的第1脉冲序列，是在对来自上述需要的摄像区域的回波信号进行计测的第2脉冲序列之前实行的方式。
下面，以在延迟造影摄像中应用本实施方式的情况为例说明本实施方式的内容。
最初，根据如图4所示的序列，对采用上述的MRI装置进行的延迟造影摄像的概要进行说明。该序列是第2脉冲序列的一例，以下称作本计测序列。不过，本发明不限于该本计测序列。
首先，对受检体注入GD-DTPA等T1缩短型造影剂后等待规定时间。该规定时间是指例如当延迟造影摄像时，从造影剂蓄积在梗塞的心肌而使来自梗塞心肌的回波信号形成高信号的间隔时间，一般称作延迟时间。经过该规定时间后开始进行本计测序列105。在该本计测序列105中，在患者屏住呼吸的情况下，与心电图R波(来自心电图波形检测器820的电信号)同步，从R波101开始经过等待时间TD后，对含有作为需要的摄像区域的层面的区域，最初实行向层面非选择性施加180度反转脉冲102的反转恢复(以下称作IR)序列作为预饱和序列。接下来，在等待时间TI后，对由作为需要的摄像区域的层面发出的回波信号进行计测的信号计测(以下称作Acq)序列103在Tacq期间被实行。通常，每1次心脏搏动可以计测约20个回波信号。这些序列反复10～20个心脏搏动，每个层面进行摄像约用15秒。
Acq序列包括仅实行对回波信号进行计测的计测序列501的情况(图5(a))，和实行空计测序列502使回波信号稳定，然后实行对回波信号进行计测的计测序列501的情况(图5(b))。因此，空计测序列是具有以下2个特征的序列。
(a)实行与计测序列501相同的序列。
(b)不计测回波信号，或者即使计测回波信号也不在图像重建时使用。
如上所述，本计测序列105是由IR序列102和Acq序列103构成。进而，Acq103包括仅由计测序列105构成的情况、和由空计测序列502与计测序列501构成的情况。
作为计测回波信号的计测序列501，多采用以SSFP型的梯度回波法为基础的序列(以下称作梯度回波序列)。该序列是用比纵向弛豫时间T1和横向弛豫时间T2更短的反复时间TR，对需要的摄像区域连续施加RF脉冲。由此，摄像区域的磁化达到稳态即稳态自由进动(Steady State FreePrecession：SSFP)状态，该稳态中的磁化状态由回波信号所反映并被测定，由此可以对摄像区域进行高速摄像。当获取2维断层图像时，作为摄像区域，数mm程度的薄片状区域通过RF脉冲被激发。图9表示梯度回波序列的一例。
如图9所示，对配置于静磁场中的受检体的例如心脏，施加层面选择梯度磁场911，同时施加翻转角为α(例如为45°)的RF脉冲912，在层面内诱发产生核磁共振现象。
对诱发核磁共振现象的层面施加相位编码梯度磁场913。当对层面施加相位编码梯度磁场913时，在频率编码方向上施加散相(デイフエ一ズ)脉冲914。由此，在频率编码方向上扩大原子核自旋间的相位差。
然后，在施加频率编码梯度磁场915的同时，在A/D采样间隔916期间接收回波信号917(例如由128、256、512、1024个等采样数据构成的时间系列信号)。
在接收回波信号917后，对层面施加相位编码梯度磁场913、逆极性的相位编码梯度磁场918、用频率编码梯度磁场915的逆极性且施加1/2量(梯度磁场波形和时间轴所围的面积)的相位重聚(リフエ一ズ)梯度磁场919。由此，消除原子核自旋间的相位差。
然后施加翻转角为-α(例如为-45°)的RF脉冲910。这里，从施加翻转角α的RF脉冲912时开始到施加翻转角为-α的RF脉冲910时为止的时间称作反复时间TR。在该反复时间TR内，对层面连续施加RF脉冲，改变相位编码梯度磁场913和逆极性的相位编码梯度磁场918的振幅并施加，由此计测图像重建所必须的数(例如128、256、512等)的回波信号917。
接下来，根据图1及图2，对在上述的延迟造影摄像开始时应用本发明的第1实施方式的第1实施例进行说明。就延迟造影摄像开始时而言，作为伪影的原因的回波信号强度的分散很大。本实施例为了降低这种回波信号强度的分散，在上述本计测序列(第2脉冲序列)之前，进行对含有需要的摄像区域的区域进行纵向磁化调整的第1脉冲序列，即只以规定的心率单独施加作为调整脉冲的高频磁场，或者只以规定的心率施加高频磁场和梯度磁场。该第1脉冲序列定义为空心脏搏动序列，将实行空心脏搏动序列的心率定义为空心率，与本计测序列进行区别。下面具体说明空心脏搏动序列。
图1表示空心脏搏动序列的一例。空心率为从心脏搏动1(101-1)～心脏搏动3(101-3)为止的3次心脏搏动。不过，不仅限于3次心脏搏动，可以根据心肌的T1值增减空次数。图1(a)为一例仅仅用由作为纵向磁化调整脉冲的预饱和脉冲的IR1(102-1)～IR3(102-3)所构成的IR序列构成空心脏搏动104。另外，图1(b)是一例用由IR1(102-1)～IR3(102-3)所构成的IR序列和由作为模拟计测序列的Acq1(103-1)～Acq3(103-3)所构成的Acq序列的两种序列构成空心脏搏动序列104。任何心脏搏动4以后，在图像重建时均使用通过仅由Acq序列构成的本计测序列105所计测的回波信号。
不过，在图1(b)所示的模拟计测序列Acq1(103-1)～Acq3(103-3)中，不计测回波信号或者在图像重建时不使用所计测的回波信号。作为在图像重建时不使用所计测的回波信号的例子，可以举出消除该已计测的回波信号的例子，或者用后来计测的回波信号更新该已计测的回波信号的例子。
采用这样的模拟计测序列，使第1脉冲序列与第2脉冲序列一样，由此可以使由第1脉冲序列调整的纵向磁化平稳地接续到第2脉冲序列。
或者，当用空心脏搏动序列104中的Acq序列来计测回波信号时，从该回波信号强度求出纵向磁化的状态，由此可以决定空心率。例如，当判定纵向磁化没有会聚成需要的状态时，增加空心率继续空心脏搏动序列104。相反，当判定纵向磁化已会聚成需要的状态时，停止空心脏搏动序列104，移行到本计测序列105。
其中，空心脏搏动序列104中的Acq序列与本计测序列105中Acq一样，可以任意采用如图5(a)所示的仅由计测序列105构成的情况、和如图5(b)所示的由空计测序列502和计测序列501构成的情况。该空计测序列502是与计测序列501相同的序列，但还是不计测回波信号或者在图像重建时不使用已计测的回波信号的序列。这与以后说明的其他实施方式相同。
在这里，关于通过IR序列的空(empty)与通过空计测序列的空之间的差异，以图5(c)为基础进行说明。通过IR序列时的IR脉冲使纵向磁化翻转180度，然后纵向磁化按照时间常量T1恢复。接着，通过空计测序列时的RF脉冲，反复进行下述过程，即纵向磁化连续歪斜规定角度再按照时间常量T1恢复。通过本发明中的IR序列的空时的IR脉冲的目的在于，使本计测序列中的IR脉冲施加时的纵向磁化的大小一致(后述的饱和恢复脉冲也是同样的目的)。另一方面，空计测序列时的RF脉冲的目的在于，使回波信号计测时的纵向磁化的大小抑制。纵向磁化的大小如果相同，回波信号计测时的信号强度相同，所以不发生伪影。
然后，以图2为基础说明第2实施例。图1所示的第1实施例是应用采用了180度反转脉冲的IR序列作为空心脏搏动序列的例子，与此相对，图2所示的第2实施例是应用层面非选择性且核磁化的反转角度为90度以上180度以下的饱和恢复(以下称为SR)序列的例子。其他部分和上述的第1实施例一样，所以省略相同部分的说明。
SR角度可以在每次心脏搏动进行变更，或者可以应用一定的值。图2是在心脏搏动是激发角度变大的例子。空心率为从心脏搏动1(101-1)～心脏搏动3(101-3)为止的3次心脏搏动。图2(a)是表示只用由作为纵向磁化调整脉冲的SR1(201-1)～SR3(201-3)构成的SR序列构成空心脏搏动序列104的例子。另外，图2(b)是表示用由SR1(201-1)～SR3(201-3)构成的SR序列和由Acq1(103-1)～Acq3(103-3)构成的Acq序列2种序列构成空心脏搏动序列104的例子。任何用仅由心脏搏动4以后的Acq序列构成的本计测序列105所计测的回波信号，都被用于图像重建，这一点与图1所示的第1实施例相同。
通过采用SR序列，与采用IR序列相比可以更快且灵活地调整纵向磁化。其结果，可以更有效地防止图像上发生伪影。
通过使用SR序列，与使用IR序列的情况相比，能够更迅速且灵活地调整纵向磁化。其结果，可以更有效地防止在图像上产生的伪影。
如上述说明，通过本发明的第1实施方式，当采用施加预饱和脉冲的序列进行摄像时，在摄像开始时，在从需要的摄像区域计测用于图像重建的回波信号的第2脉冲序列之前，通过实行对含有需要的摄像区域的区域调整纵向磁化的第1脉冲序列，可以降低回波信号强度的分散。其结果，可以发生在图像上发生伪影。特别是在延迟造影摄像种，当与心电图R波同步进行梗塞心肌的摄像时，因为可以降低来自摄像层面的回波信号强度的分散，所以能够因高质图像而达到通过诊断能力的目的。
第2实施方式
接下来说明本发明的第2实施方式。上述第1实施方式是，在摄像开始时，应用第1脉冲序列来降低作为伪影的原因的回波信号强度的分散的方式，但是在受检体的周期性体动的周期发生变化时，也会发生回波信号强度的分散。于是，第2实施方式是，在受检体的周期性体动的周期发生变化后，马上把对含有受检体的需要的摄像区域的区域进行纵向磁化调整的第1脉冲序列，插入到对来自上述需要的摄像区域的回波信号进行计测的第2脉冲序列并实行的方式。
作为周期性体动的周期发生变化的例子，以图3为基础说明已假设心律不齐的本实施方式的一个实施例。在这里，就是否为心律不齐的判断而言，例如事先在心动周期的上下限分别设定阈值，通过该阈值与心动周期长短的比较，使判断成为可能。
图3(a)和图3(b)都是指由于心律不齐(心脏搏动101-n)而使心脏搏动101-n-1和心脏搏动101-n之间的时间间隔缩短。在本计测序列150-1实行中，当检测出作为心律不齐的心脏搏动101-n时，在该心脏搏动101-n后马上插入空心脏搏动序列104并实行。在该空心脏搏动序列104中，空心率是指心脏搏动101-n和心脏搏动101-n+1这2次。当空心脏搏动序列104结束时，作为本计测序列105-1的接续，从心脏搏动101-n+2开始实行本计测序列105-2。
其中，使血液的纵向磁化的大小一致所必要的空心率数依赖于静磁场强度。因此，在每个MRI装置中预先导出防止发生伪影的空心率的下限值，将该下限值以上的次数作为空心率而应用。
图3(a)是表示只用由SR1(201-1)和SR2(201-2)构成的SR序列构成空心脏搏动序列104的例子。另外，图3(b)是表示用由IRn(102-n)和IRn+1(102-n+1)构成的IR序列、与由Acq.n-3(103-n-3)和Acq.n-2(103-n-2)构成的Acq序列这两种序列构成空心脏搏动序列104的例子。另外，在空心脏搏动序列104的Acq序列中，不计测回波信号或者即使计测回波信号也不在图像重建时使用，这一点与图1及图2所说明的第1实施方式的各实施例相同。
另外，用摄像开始时的空心脏搏动序列和刚刚心律不齐后的空心脏搏动序列，可以使空心率和空心脏搏动序列的构成不同。例如，作为摄像开始时的空心脏搏动序列，在空心率为3次期间实行由IR序列和Acq序列所构成的空心脏搏动序列；作为刚刚心律不齐后的空心脏搏动序列，可以在空心率为2次的期间实行仅由SR序列构成的空心脏搏动序列。这样，对应实行第1脉冲序列的状况，可以灵活地进行纵向磁化的调整。
更进一步说，除了如上述实施例那样显著缩短心动周期的情况以外，即使在心动周期显著延长的情况下，也可以通过在心律不齐后马上实行空心脏搏动序列，抑制由回波信号强度的分散引起的伪影。
如上述说明，通过本发明的第2实施方式，在受检体的周期性体动的周期发生变化后，马上把对含有受检体的需要的摄像区域的区域进行纵向磁化调整的第1脉冲序列插入到对来自上述需要的摄像区域的回波信号进行计测的第2脉冲序列中并实行，由此可以抑制回波信号强度的突发性分散。其结果，可以防止在图像上发生伪影。特别是在与心电图R波同步的摄像中发生心律不齐时，可以抑制回波信号强度的突发性分散，改善图像质量。
第3实施方式
接下来说明本发明的第3实施方式。本实施方式是，在通过受检体的体动暂时移动需要的摄像区域那样的情况下，当该需要的摄像区域返回到原来的位置时，把对含有需要的摄像区域的区域进行纵向磁化调整的第1脉冲序列插入到对来自上述需要的摄像区域的回波信号进行计测的第2脉冲序列中并实行的方式。
作为通过周期性体动变化需要的摄像区域的位置的例子，根据图6、图7对已假设呼吸活动的本实施方式的一个实施例进行说明。
当受检体屏气困难时，要求在自由呼吸下进行摄像。但在由呼吸下横膈的上下连动而导致心脏的位置发生变化。因此，有时在图像上出现以呼吸活动为基础的伪影，导致图像质量劣质化。
作为检测出心脏位置或者位置偏移的技术之一，有横膈导航(非专利文献1)。图6表示横膈导航的激发区域的一例。图6(a)是表示受检体的各组织与层面断面和横膈导航激发区域的位置关系。另外，图6(b)是表示从与横膈正交的层面断面来观察，从基于90度脉冲的激发区域601和基于180度脉冲的激发区域602交差的菱形柱状区域603产生回波信号(以下为导航回波信号)。通过横膈导航，可以直接检测出横膈的位置或位置偏移。其结果，可以间接检测出心脏的位置或者位置偏移。
非专利文献1：美国专利4937526号公报
图7表示实现区域选择性激发的横膈导航序列的一例。在横膈的位置使分别通过90度脉冲701和180度脉冲702这2个RF脉冲所激发的区域601、602相交叉，由该交叉区域603计测导航回波信号。因此，为了激发90度激发区域601，施加90度脉冲701作为第1RF脉冲，同时施加区域选择梯度磁场703。然后，在频率编码方向上施加散相梯度磁场706。接着，从90度脉冲701开始经过TE/2小时后，为了激发180度激发区域602，施加180度脉冲702作为第2RF脉冲，同时施加区域选择性梯度磁场704。由此，从180度脉冲702开始经过TE/2小时后，只从含有横膈的交叉区域603产生自旋回波信号705，该回波信号作为导航回波信号，可以在施加频率编码梯度磁场707的状态下被计测。
所计测的导航回波信号通过傅立叶变换而变换成投影图像，分析该投影图像，检出横膈的位置或者位置偏移。横膈的位置或位置偏移成为反映心脏位置或位置偏移的间接指标。
上述的横膈导航序列710可以在自R波101至IR脉冲102之间的等待时间TD、或者自IR脉冲102至本计测序列105之间的等待时间TI、或者本计测序列105后的任意时间插入。图7(b)是表示在自R波101至IR脉冲102之间的等待时间TD插入横膈导航序列710的例子。
像上述那样，采用横膈导航序列710间接地检测出心脏的位置或位置偏移。于是，当心脏的位置到达规定位置时，或者心脏的位置偏移在规定范围内时，就可以判断出在心脏位置运动的层面断面到达规定位置。
如图7(b)所示，就层面断面位于规定位置的期间而言，通过横膈导航序列710间接监测心脏位置或位置偏移，同时通过本计测序列105进行层面断面摄像。但是，当通过呼吸活动导致心脏位置发生变化时，层面断面的位置发生移动，从在此之前激发的位置偏移。在此期间，中断实行本计测序列105，只反复实行横膈导航序列710，间接监测心脏的位置或位置偏移。此外，当检测出心脏的位置到达规定位置时，按照空心率实行上述的空心脏搏动序列104。由此，可以调整该层面断面的纵向磁化，返回到通过本计测序列105的摄像时的状态。本实施例中的空心脏搏动序列104与上述第1、第2实施方式的各实施例相同，所以省略详细说明。在空心脏搏动序列104结束后，返回到如图7(b)所示的本计测序列105，继续进行本计测。
对应如上所述的心脏位置或位置偏移，切换空心脏搏动序列104和本计测序列105的实行，可以计测层面断面的图像化所需要的全部回波信号。
其中，横膈导航序列710不仅可以在实行本计测序列104时插入，而且也可以在实行空心脏搏动序列104时插入。
如上述说明，通过本发明的第3实施方式，即使在由于受检体的体动而使需要的摄像区域暂时移动的情况下，可以降低来自需要的摄像区域的回波信号强度的分散，防止在图像上发生的基于体动的伪影，从而可以改善图像质量。
以上说明了本发明的MRI方法及装置的构成和运行的各实施方式，但本发明的MRI方法及装置并不限于上述实施方式，可以进行各种变更。例如，在上述实施方式说明中以水平磁场方式的MRI装置作为例子，在垂直磁场方式的MRI装置中同样可以应用本发明。在水平、垂直磁场方式的任何MRI装置中，静磁场发生源可以是永久磁石、超导磁体、常电导磁石的任何一种。
另外，在上述实施方式的说明中，所示为在以心脏为摄像对象的延迟造影中应用本发明的例子，也可以在以通常可以描绘出的粗血管(胸主动脉或腹主动脉等)为对象脏器的情况下、或不通过延迟造影而进行单纯的心电图同步摄像、或者进行不同步的单纯摄像中应用。
另外，使空心脏搏动序列中的IR脉冲或SR脉冲为层面非选择性，但可以使对含有需要的层面的宽范围区域(切片)进行选择激发那样的RF脉冲。
另外，为了检测出受检体的搏动，对使用心电图的例子进行说明，但也可以采用脉搏器进行。

Claims (20)

1.一种磁共振成像方法，其使用磁共振成像装置，对受检体的需要的摄像区域进行摄像并图像化，具有以下工序，即
(a)体动信息获取工序，其获得所述受检体的体动信息；
(b)纵向磁化调整工序，其与所述体动信息同步，反复实行第1脉冲序列1次以上，所述的第1脉冲序列用于使含有所述需要的摄像区域的区域的纵向磁化达到需要的状态；
(c)计测工序，其与所述体动信息同步，反复实行具有计测序列的第2脉冲序列1次以上，所述的计测序列对用于摄像所述需要的摄像区域并图像化的回波信号进行计测；和
(d)重建工序，其使用由所述计测工序(c)所计测的回波信号，重建所述图像并显示；
另外，所述第1脉冲序列具有按规定角度对含有所述需要的摄像区域的区域的纵向磁化进行激发的调整脉冲，
所述第2脉冲序列具有使所述需要的摄像区域的纵向磁化180度反转的反转脉冲。
2.如权利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，
所述纵向磁化调整工序(b)在所述摄像开始时被实行，
所述计测工序(c)在所述纵向磁化调整工序(b)之后实行。
3.如权利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，
所述体动信息获取工序(a)检测出所述受检体的心电波形和其R波，
所述第1和第2脉冲序列在每次心脏搏动时，当检测出所述R波后经过第1等待时间后被实行。
4.如权利要求3所述的磁共振成像方法，其特征在于，
在所述纵向磁化调整工序(b)之前具有向所述受检体给予造影剂的造影剂给予工序，
所述纵向磁化调整工序(b)是从所述造影剂给予工序(e)后经过规定的待机时间后被实行。
5.如权利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，
当所述体动为周期性时，
所述体动信息获取工序(a)检测出所述周期的变化，
所述纵向磁化调整工序(b)在检测出所述周期的变化之后马上插入到正在实行的所述计测工序(c)中而被实行。
6.如权利要求5所述的磁共振成像方法，其特征在于，
所述周期性变化以心律不齐为基础。
7.如权利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，
所述体动信息检测工序(a)检测出所述需要的摄像区域的位置或变位，
所述纵向磁化调整工序(b)在所述位置达到规定位置时，或者所述变位成为需要的范围时，被插入到正在实行的所述计测工序(c)中并被实行。
8.如权利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，
所述调整脉冲的激发角度为180度。
9.如权利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，
所述调整脉冲的激发角度为90度以上180度以下。
10.如权利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，
所述调整脉冲的激发角度在每次心脏搏动时被变更。
11.如权利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，
所述第1脉冲序列是在所述调整脉冲之后实行与所述计测序列相同的模拟计测序列。
12.如权利要求11所述的磁共振成像方法，其特征在于，
从用所述模拟计测序列所计测的所述回波信号，决定所述第1脉冲序列的反复次数。
13.如权利要求1所述的磁共振成像方法，其特征在于，
所述第2脉冲序列是从所述反转脉冲开始经过第2等待时间后，实行所述计测序列。
14.如权利要求13所述的磁共振成像方法，其特征在于，
所述计测序列是在实行该计测序列前，实行与该计测序列相同的空计测序列。
15.如权利要求5所述的磁共振成像方法，其特征在于，
所述纵向磁化调整工序(b)是使所述第1脉冲序列的反复次数不同，所述第1脉冲序列是在摄像开始时和所述周期发生变化后马上分别实行的。
16.如权利要求5所述的磁共振成像方法，其特征在于，
所述纵向磁化调整工序(b)是使所述调整脉冲的激发角度不同，该调整脉冲构成在摄像开始时和所述周期发生变化后马上分别实行的所述第1脉冲序列。
17.如权利要求7所述的磁共振成像方法，其特征是：
所述体动信息检测工序(a)对反映所述需要的摄像区域的位置或变位信息的导航回波进行检测。
18.一种磁共振成像装置，具备：
对受检体施加静磁场的静磁场发生机构，
对所述受检体施加层面方向、相位编码方向和频率编码方向的梯度磁场的梯度磁场发生机构，
对所述受检体内的原子核自旋照射引起核磁共振的高频磁场脉冲的高频磁场发送机构，
接收由核磁共振发射的回波信号的回波信号接收机构，
使用所述回波信号进行图像重建演算的信号处理机构，
检测出所述受检体的状态并输出反映该状态的信息的受检体状态检测机构，和
对应所述受检体状态对用于接收所述回波信号的脉冲序列进行控制的脉冲序列控制机构；
其中，与来自所述受检体状态检测机构的信息同步并对所述受检体的需要的摄像区域进行摄像的所述脉冲序列，是由对含有该需要的摄像区域的区域进行纵向磁化调整的第1脉冲序列、和随后接着实行的对来自所述需要的摄像区域的回波信号进行计测的第2脉冲序列构成；
所述第1脉冲序列具有以规定角度激发含有所述需要的摄像区域的区域进行纵向磁化的调整脉冲，
所述第2脉冲序列具有对所述需要的摄像区域的纵向磁化进行180度反转的反转脉冲。
19.如权利要求18所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述受检体状态检测机构具有将所述受检体的心电波形或者脉搏波形变换成电子信号并输出的机构，
所述脉冲序列控制机构是使所述第1脉冲序列和所述第2脉冲序列与所述电子信号同步，在每次心脏搏动时分别反复规定次数。
20.如权利要求18所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述脉冲序列具有对反映所述需要的摄像区域的位置或者变位信息的导航回波进行计测的脉冲序列，
所述受检体状态检测机构从所述导航回波中检测出所述需要的摄像区域的位置或变位，
所述脉冲序列控制机构在所述位置达到规定位置时或者所述变位成为需要的范围时，将所述第1脉冲序列插入到正在实行的所述第2脉冲序列中并实行。
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