磁共振诊断装置以及磁共振诊断方法.pdf

1、(10)授权公告号 CN 101711671 B (45)授权公告日 2012.11.28 CN 101711671 B *CN101711671B* (21)申请号 200910204450.1 (22)申请日 2009.09.29 2008-251683 2008.09.29 JP A61B 5/055(2006.01) (73)专利权人 株式会社东芝 地址 日本东京都 专利权人 东芝医疗系统株式会社 (72)发明人 杉浦聪 木村德典 镰田光和 (74)专利代理机构 中国国际贸易促进委员会专 利商标事务所 11038 代理人 崔成哲 CN 1885058 A,2006.12.27, CN

2、101077301 A,2007.11.28, 康建蕴 伍建林 . 影响磁共振弥散加权成像 信号的因素 .大连医科大学学报 .2004, 第 26 卷 ( 第 2 期 ),152-154. D.Xing et al.Optimised diffusion-weighting for measurement of apparent diffusion coefficient(adc) in human brain.Magnetic Resonance Imaging .1997, 第 15 卷 ( 第 7 期 ),771-784. (54) 发明名称 磁共振诊断装置以及磁共振诊断方法 (57)

3、摘要 主计算机 （16） 对于在分别使用各不相同的至 少 2 个 b 值对同一被检体的同一摄像区域进行摄 像而取得的至少 2 个原图像中的关心区域内所包 含的各像素位置， 根据对该像素位置的至少 2 个 上述原图像中的各像素值， 导出与该像素位置相 关的加亮表示的扩散系数。另外， 主计算机 （16） 对于在上述关心区域内所包含的各像素位置， 根 据对各像素位置导出的上述加亮表示的扩散系 数， 推定使用与上述至少2个b值不同的b值所取 得的像素值。 (30)优先权数据 (51)Int.Cl. (56)对比文件 审查员 赵实 权利要求书 2 页 说明书 8 页 附图 5 页 (19)中华人民共和国

4、国家知识产权局 (12)发明专利 权利要求书 2 页 说明书 8 页 附图 5 页 1/2 页 2 1. 一种磁共振诊断装置， 其特征在于， 包括 ： 导出单元， 对于在分别使用各不相同的至少 2 个 b 值对同一被检体的同一摄像区域进 行摄像而取得的至少 2 个原图像中的关心区域内所包含的各像素位置， 根据对该像素位置 的至少 2 个上述原图像中的各像素值， 导出与该像素位置相关的加亮表示的扩散系数 ； 以 及 推定单元， 对于在上述关心区域内所包含的各像素位置， 根据对各像素位置导出的上 述加亮表示的扩散系数， 推定使用与为了得到至少 2 个上述原图像而利用的至少 2 个上述 b 值相比大

5、的 b 值而取得的像素值。 2. 根据权利要求 1 所述的磁共振诊断装置， 其特征在于， 还包括 ： 对至少 2 个上述原图像进行摄像的摄像单元。 3. 根据权利要求 1 所述的磁共振诊断装置， 其特征在于 ： 上述原图像之一为设为 b 值 0 而摄像的图像。 4. 根据权利要求 3 所述的磁共振诊断装置， 其特征在于 ： b 值 0 的原图像为使用 SE 法或 FSE 法摄像的 T2 强调图像。 5. 根据权利要求 1 所述的磁共振诊断装置， 其特征在于 ： 上述原图像之一为使用 STE 法摄像的图像。 6. 根据权利要求 1 所述的磁共振诊断装置， 其特征在于 ： 上述原图像之一为使用通过

6、傅立叶转换将分辨率与 SE 法或 FSE 法同等地保持的单次 激发 EPI 法摄像的各向同性图像。 7. 根据权利要求 1 所述的磁共振诊断装置， 其特征在于， 还包括 ： 将由上述推定单元对各像素位置分别推定的像素值进行排列从而生成计算图像的生 成单元。 8. 根据权利要求 7 所述的磁共振诊断装置， 其特征在于， 还包括 ： 显示上述计算图像的显示单元。 9. 根据权利要求 8 所述的磁共振诊断装置， 其特征在于 ： 上述推定单元分别推定使用各不相同的多个 b 值取得的像素值， 上述生成单元针对上述多个b值分别生成将通过上述推定单元使用同一b值对各像素 位置分别推定的像素值进行排列而成的上

7、述计算图像， 上述显示单元显示通过上述生成单元生成的多个上述计算图像中的用户指定的计算 图像。 10. 根据权利要求 9 所述的磁共振诊断装置， 其特征在于 ： 上述显示单元在用户进行变更 b 值的操作时， 变更与该操作相对应地显示的上述计算 图像。 11. 一种磁共振处理方法， 其特征在于 ： 对于在分别使用各不相同的至少2个b值对同一被检体的同一摄像区域进行摄像而取 得的至少 2 个原图像中的关心区域内所包含的各像素位置， 根据对该像素位置的至少 2 个 上述原图像中的各像素值， 导出与该像素位置相关的加亮表示的扩散系数， 对于在上述关心区域内所包含的各像素位置， 根据对各像素位置导出的上

8、述加亮表示 的扩散系数， 推定使用与为了得到至少 2 个上述原图像而利用的上述至少 2 个 b 值相比大 权 利 要 求 书 CN 101711671 B 2 2/2 页 3 的 b 值而取得的像素值。 12. 一种磁共振诊断装置， 其特征在于， 包括 ： 摄像单元， 分别使用各不相同的至少 2 个 b 值对同一被检体的同一摄像区域进行摄像 而摄像至少 2 个原图像 ； 以及 推定单元， 对于在上述原图像中的关心区域内所包含的各像素位置， 根据对该像素位 置的至少 2 个上述原图像中的各像素值， 推定使用与为了得到至少 2 个上述原图像而利用 的上述至少 2 个 b 值相比大的 b 值而取得的

9、像素值。 权 利 要 求 书 CN 101711671 B 3 1/8 页 4 磁共振诊断装置以及磁共振诊断方法 0001 相关申请的交叉引用 0002 本申请基于 2008 年 9 月 29 日提交的在先的日本专利申请 No.2008-251683 并要 求其为优先权， 在此引入其全部内容作为参考。 技术领域 0003 本发明涉及利用磁共振现象取得被检体图像的磁共振诊断装置以及磁共振诊断 方法。 背景技术 0004 在扩散强调成像(diffusion weighted imaging ： DWI)中， 在摄像时加入一对扩散 检测倾斜磁场 (motion probing gradient ：

10、MPG)。并且， 在施加 MPG 期间， 通过对依据因扩 散而移动的质子的自旋相位分散程度所出现的信号差进行成像来取得扩散强调图像。 0005 b 值 (b-factor) 作为表示 MPG 脉冲影响大小的值而被使用。增大 b 值可以取得由 于扩散引起的对比度增强的、 充分反映了扩散现象的图像。该 b 值可以通过以下公式表现 出来。 0006 0007 0008 在作为成像序列采用在 DWI 中广泛使用的单次激发的 SE-EPT(spin echo-echo planar imaging ： 自旋回波 - 回波平面成像 )， 并且在 MPG 脉冲作为理想矩形波施加在一轴 上时， b 值可以通过

11、以下公式表现出来。 0009 b 2G22(-/3) 0010 另外， G 为最大倾斜磁场强度、 为 MPG 脉冲的施加时间、 为 2 个 MPG 脉冲波形 中心的时间差。 0011 即， b 值与最大倾斜磁场强度 G 的平方或 MPG 脉冲的施加时间的平方成正比。 0012 对于在 DWI 中广泛使用的 1000 程度的 b 值， 扩散强调对比度低， 恶性肿瘤的描出 水平差。因此， 希望增大 b 值而提高扩散强调对比度。但是， 为了增大 b 值而增加 MPG 脉冲 的施加时间 时， 因为延长 TE( 回波时间 )， 所以 SNR(signal-to-noise ratio， 信噪比 ) 恶化

12、， 并且运动伪影变大。为了在将 TE 保持为固定的情况下取得大的 b 值而增大最大倾斜 磁场强度 G 时， 需要提高倾斜磁场系统的硬件的性能， 从而成本增高。 0013 另外， 在日本特开公报 2008-12172(US 2008/0007264A1) 中揭示了处理 DWI 图像 生成读影用图像的技术。 说 明 书 CN 101711671 B 4 2/8 页 5 发明内容 0014 本发明是鉴于上述情况而完成的， 其目的在于， 能够取得使用了比与最大磁场强 度以及 MPG 脉冲的施加时间对应的值还大的 b 值的扩散强调图像。 0015 本发明的第 1 实施方式的磁共振诊断装置， 其特征在于，

13、 包括 ： 0016 导出单元， 对于在分别使用各不相同的至少 2 个 b 值对同一被检体的同一摄像区 域进行摄像而取得的至少 2 个原图像中的关心区域内所包含的各像素位置， 根据对该像素 位置的至少 2 个上述原图像中的各像素值， 导出与该像素位置相关的加亮表示的扩散系 数 ； 以及 0017 推定单元， 对于在上述关心区域内所包含的各像素位置， 根据对各像素位置导出 的上述加亮表示的扩散系数， 推定使用与上述至少 2 个 b 值不同的 b 值取得的像素值。 0018 本发明的第 2 实施方式的磁共振方法， 其特征在于 ： 0019 对于在分别使用各不相同的至少2个b值对同一被检体的同一摄像

14、区域进行摄像 而取得的至少 2 个原图像中的关心区域内所包含的各像素位置， 根据对该像素位置的至少 2 个上述原图像中的各像素值， 导出与该像素位置相关的加亮表示的扩散系数， 0020 对于在上述关心区域内所包含的各像素位置， 根据对各像素位置导出的上述加亮 表示的扩散系数， 推定使用与上述至少 2 个 b 值不同的 b 值取得的像素值。 0021 本发明的第 3 实施方式的磁共振诊断装置， 其特征在于， 包括 ： 0022 摄像单元， 分别使用各不相同的至少 2 个 b 值对同一被检体的同一摄像区域进行 摄像而摄像至少 2 个原图像 ； 以及 0023 推定单元， 对于在上述原图像中的关心区

15、域内所包含的各像素位置， 根据对该像 素位置的至少 2 个上述原图像中的各像素值， 推定使用与上述至少 2 个 b 值不同的 b 值取 得的像素值。 0024 在下面的描述中将提出本发明的其它目的和优点， 部分内容可以从说明书的描述 中变得明显， 或者通过实施本发明可以明确上述内容。通过下文中详细指出的手段和组合 可以实现和得到本发明的目的和优点。 附图说明 0025 结合在这里并构成说明书的一部分的附图描述本发明当前优选的实施方式， 并且 与上述的概要说明以及下面的对优选实施方式的详细描述一同用来说明本发明的原理。 0026 图 1 为示出与本发明的一个实施方式相关的磁共振诊断装置的概略结构

16、的图。 0027 图 2 为示出在图 1 中的主计算机的第 1 实施方式的处理顺序的流程图。 0028 图 3 为通过实际的 2 个原图像的摄像， 示出针对同一像素的 2 个信号值的关系的 一例的图。 0029 图4为示出通过根据图3所示的2个信号值计算出的ADC确定的函数的一例的图。 0030 图 5 为示出根据图 4 所示的函数计算出与任意 b 值相关的信号值的情况的一例的 图。 0031 图 6 为示出在图 1 中的主计算机的第 2 实施方式的处理顺序的流程图。 0032 图 7 为示出在第 2 实施方式中， 在图 1 中的存储单元中存储的信息表的一例的图。 0033 图 8 为示出在图

17、 1 中的主计算机的第 3 实施方式的处理顺序的流程图。 说 明 书 CN 101711671 B 5 3/8 页 6 0034 图 9 为示出在第 3 实施方式中， 在图 1 中的存储单元中存储的信息表的一例的图。 具体实施方式 0035 以下， 参照附图对本发明的实施方式进行说明。 0036 图 1 为示出与本实施方式相关的磁共振诊断装置 100 的概略结构的图。 0037 该磁共振诊断装置 100 具有 ： 承载被检体 200 的床部 ； 发生静磁场的静磁场发生 部 ； 用于向静电磁场附加位置信息的倾斜磁场发生部 ； 发送接收高频信号的发送接收部 ； 以及承担系统整体的控制以及图像重构的

18、控制 运算部。并且， 在磁共振诊断装置 100 中， 作为这些各部的结构要素， 具有 ： 磁铁 1、 静磁场电源 2、 匀场线圈 3、 匀场线圈电源 4、 顶板 5、 倾斜磁场线圈单元 6、 倾斜磁场电源 7、 RF 线圈单元 8、 发送器 9T、 接收器 9R、 定序器 ( 序 列控制器 )10、 运算单元 11、 存储单元 12、 显示器 13、 输入器 14、 声音发生器 15 以及主计算 机 16。另外， 磁共振诊断装置 100 与计测作为表示被检体 200 的心时相的信号的 ECG 信号 的心电计测部连接。 0038 静磁场发生部含有磁铁 1 和静磁场电源 2。作为磁铁 1， 例如可

19、以使用超导磁体或 常电导磁体。静磁场电源 2 向磁铁 1 提供电流。这样， 静磁场发生部在送入被检体 200 的 圆筒状空间 ( 诊断用空间 ) 中发生静磁场 B0。该静磁场 B0的磁场方向与诊断用空间的轴 方向 (Z 轴方向 ) 大致一致。静磁场发生部中还设置了匀场线圈 3。该匀场线圈 3 通过主计 算机 16 的控制下的匀场线圈电源 4 的电流供给， 发生用于使静磁场均匀化的校正磁场。 0039 床部将承载被检体 200 的顶板 5 送入到诊断用空间或从诊断用空间送出顶板 5。 0040 倾斜磁场发生部含有倾斜磁场线圈单元 6 和倾斜磁场电源 7。倾斜磁场线圈单元 6 设置在磁体 1 的内

20、侧。倾斜磁场线圈单元 6 具有用于发生互相垂直的 X 轴方向、 Y 轴方 向及 Z 轴方向的各倾斜磁场的 3 组线圈 6x、 6y、 6z。倾斜磁场电源 7 在定序器 10 的控制下， 提供用于使线圈 6x、 线圈 6y、 线圈 6z 发生倾斜磁场的脉冲电流。倾斜磁场发生部通过控制 由倾斜磁场电源 7 提供给线圈 6x、 6y、 6z 的脉冲电流， 合成作为物理轴的 3 轴 (X 轴、 Y 轴、 Z 轴)方向上的各倾斜磁场， 任意设定互相垂直的切片方向倾斜磁场GS、 相位编码方向倾斜磁 场 GE以及读出方向 ( 频率编码方向 ) 倾斜磁场 GR所构成的理论轴方向的各倾斜磁场。切 片方向、 相位

21、编码方向以及读出方向的各倾斜磁场 GS、 GE、 GR与静磁场 B0重叠。 0041 发送接收部含有 RF 线圈单元 8、 发送器 9T 及接收器 9R。RF 线圈单元 8 在诊断空 间中被设置在被检体 200 的附近。发送器 9T 及接收器 9R 与 RF 线圈单元 8 连接。发送器 9T 以及接收器 9R 在定序器 10 的控制下动作。发送器 9T 向 RF 线圈单元 8 提供用于产生核 磁共振 (NMR) 的拉莫尔频率 (Larmor frequency) 的 RF 电流脉冲。接收器 9R 获取 RF 线圈 单元 8 所接收到的回波信号等 MR 信号 ( 高频率信号 )， 并对其实施前置

22、放大、 中频转换、 相 位检波、 低频放大或过滤等各种信号处理， 然后进行A/D转换生成数字数据(原始数据(raw data)。 0042 但是， RF 线圈单元 8 也可以由与各种用途相对应的任意线圈构成， 也可以由单一 的线圈构成。 0043 控制 / 运算部含有定序器 10、 运算单元 11、 存储单元 12、 显示器 13、 输入器 14、 声 音发生器 15 以及主计算机 16。 0044 定序器 10 具有 CPU 及存储器。定序器 10 将主计算机 16 送来的脉冲序列信息存 说 明 书 CN 101711671 B 6 4/8 页 7 储在存储器中。 定序器10的CPU根据存储

23、器中存储的序列信息， 控制倾斜磁场电源7、 发送 器 9T 及接收器 9R 的动作， 并且输入接收器 9R 输出的原始数据， 将其传送至运算单元 11。 在此， 序列信息是指根据一系列脉冲序列使倾斜磁场电源 7、 发送器 9T 及接收器 9R 动作所 必需的所有信息， 包括例如与向线圈 6x、 6y、 6y 施加的脉冲电流的强度、 施加时间以及施加 定时等相关的信息。序列信息包括用于实现 DWI 的信息。 0045 运算单元 11 通过定序器 10 输入接收器 9R 输出的原始数据。运算单元 11 将输入 的原始数据设置在内部存储器中所设定的 k 空间 ( 也称为傅立叶 (Fourier) 空

24、间或频率空 间 )， 对设置在该 k 空间的数据施加 2 维或 3 维的傅立叶 (Fourier) 转换， 重构实空间的图 像数据。另外， 运算单元 11 根据需要也可以实施与图像相关的数据的合成处理或差分运算 处理 ( 也包括加权差分处理 )。该合成处理包括对每个像素加像素值的处理、 最大值投影 (MIP) 处理等。另外， 作为上述合成处理的其他例子， 可以在傅立叶 (Fourier) 空间上进行 多个帧的轴的调整后， 合成这些多个帧的原始数据得到 1 帧的原始数据。另外， 加法处理包 括单纯加法处理、 加法平均处理、 或加权加法处理等。 0046 存储单元 12 存储重构后的图像数据、 实

25、施了上述的合成处理或差分处理后的图 像数据。 0047 显示器13在主计算机16的控制下显示应向用户提示的各种图像。 作为显示器13 可以使用液晶显示器等显示装置。 0048 输入器 14 输入操作者所希望的同步定时选择用的参数信息、 扫描条件、 脉冲序 列、 与图像合成或差分运算相关的信息等各种信息。输入器 14 将输入的信息发送到主计算 机 16 中。作为输入器 14 可以适当地具备鼠标和轨迹球等定位装置、 模式切换开关等选择 装置、 或键盘等输入装置。 0049 声音发生器 15 在主计算机 16 发出指令时， 将闭气开始及闭气结束的消息作为声 音发出。 0050 主计算机 16 具有通

26、过执行预先设定的软件顺序实现的各种功能。这些各种功能 可以包括如下的各种功能。该功能之一为， 在向定序器 10 指令脉冲序列信息， 并且控制装 置整体的动作。 上述功能之一为， 控制定序器10， 以分别使用各不相同的2个b值对同一被 检体的同一部位进行摄像。上述功能之一为， 分别对使用上述 2 个 b 值分别取得的 2 个图 像中的关心区域内所包含的像素位置， 根据与该像素位置相关的上述 2 个图像中的各像素 值， 计算与该像素值相关的表观扩散系数(apparent diffusion contrast ： ADC)。 上述功能 之一为， 分别对关心区域中所包含的像素位置， 根据对各像素位置计

27、算出的 ADC， 推定使用 与上述 2 个 b 值不同的 b 值所取得的像素值。上述功能之一为， 对各像素位置排列分别推 定的像素值生成计算图像。 上述功能之一为， 控制显示器13， 以显示上述计算图像。 上述功 能之一为， 根据使用1个b值摄像的原图像中的信号值以及噪音水平、 和与在摄像区域所包 含的被检体的部位关联设定的扩散系数， 推测使用其他b值摄像的其他原图像中的SNR(信 噪比 )。 0051 心电计测部包括 ECG 传感器 17 和 ECG 单元 18。ECG 传感器 17 附着在被检体 200 的体表， 将被检体 200 的 ECG 信号作为电信号 ( 以下， 称为传感器信号 )

28、 检测出。ECG 单元 18 在对传感器信号实施包括数字化处理在内的各种处理之后， 向主计算机 16 以及定序器 10 输出。作为该心电计测部例如可以使用向量心电计。在执行与被检体 200 心时相同步的 说 明 书 CN 101711671 B 7 5/8 页 8 扫描时， 根据需要在定序器 10 中使用基于该心电计测部的传感器信号。 0052 ( 第 1 实施方式 ) 0053 以下， 针对磁共振诊断装置 100 的第 1 实施方式中的动作进行说明。 0054 图 2 为示出主计算机 16 的第 1 实施方式中的处理顺序的流程图。 0055 在步骤 Sa1 中， 主计算机 16 向定序器 1

29、0 发送指示， 以便对预先设定的关心区域进 行将 b 值设为预先设定的值 ba的摄像。定序器 10 根据该指示， 使倾斜磁场电源 7、 发送器 9T、 接收器 9R 以及运算单元 11 等动作， 使得进行使用了持有值 ba的 b 值的摄像。在以下 中， 将在此摄像的图像称为第 1 原图像。 0056 另外， 值 ba可以为任意值， 但较好为取 0。在 ba 0 时， 对于步骤 Sa1 中的摄像， 可 以使用采用 SE(spin echo ： 自旋回波 ) 法或 FSE(fast spin echo ： 快速自旋回波 ) 法的 T2 强调摄像。或者， 也可以使用采用 single-shot is

30、otropic( 单次激发各向同性 )EPI(echo planarimaging， 平面回波成像 ) 法或 STE(stimulated echo ： 激励回波 ) 法的摄像。通过 使用这些摄像法能够缩短摄像时间并提高分辨率。 0057 在步骤 Sa2 中， 主计算机 16 向定序器 10 发送指示， 以便对上述关心区域内进行将 b 值设为与值 ba不同地预先设定的值 bb的摄像。定序器 10 根据该指示使倾斜磁场电源 7、 发送器 9T、 接收器 9R 以及运算单元 11 等动作， 使得进行使用持有值 bb的 b 值的摄像。在 以下中， 将在此摄像的图像称为第 2 原图像。另外， 在值 b

31、a以及值 bb都不为 0 时， 较好为在 进行第 1 原图像摄像以及第 2 原图像摄像时的 MPG 的施加方向彼此一样。 0058 在步骤 3 中， 主计算机 16 对上述关心区域内的各像素分别导出各 ADC。在将与同 一位置的像素相关的第 1 以及第 2 原图像的各信号值表示为 S(ba) 以及 S(bb) 时， 通过将这 些信号值代入下面公式 (1) 中来进行上述方案。 0059 ADC lognS(bb)/S(ba)/(bb-ba) .(1) 0060 其中， 该公式 (1) 可以通过变形下面公式 (2) 来取得。 0061 S(bb) S(ba)exp-(bb-ba)ADC.(2) 0

32、062 在步骤 Sa4 中， 主计算机 16 生成将 b 值设为值 b1至值 bm时的各图像 ( 以下， 称为 计算图像 )。值 b1至值 bm是与值 ba以及值 bb分别不同地被预先设定的 m 种值。这些值 b1 至值 bm例如被设为以一定值 ( 例如 100) 刻度顺次变大的值。 0063 可以通过根据下面的公式 (3) 计算出关心区域内的各像素的信号值来取得例如 b 值 b1的图像。公式 (3) 是在上述公式 (2) 的基础上取得的。作为公式 (3) 中的 ADC， 代 入针对各像素在步骤 Sa3 中导出的值。 0064 S(b1) S(ba)exp-(b1-ba)ADC.(3) 006

33、5 另外， 值 ba值 0 时， 可以通过下面的公式 (4) 代替该公式 (3)。 0066 S(b1) S(0)exp-b1ADC .(4) 0067 并且， 主计算机 16 将在此生成的 m 个图像分别存储到存储单元 12 中。 0068 另外， 该步骤 Sa4 中的处理也可以在主计算机 16 的控制下由运算单元 11 来进行。 0069 在步骤 Sa5 中， 主计算机 16 将变量 bn设定为初始值 bini。初始值 bini可以被设定 为值 b1至值 bm中的任何一个值， 典型地为值 b1、 值 bm、 或值 b1至值 bm中间的任何一个值。 0070 在步骤 Sa6 中， 主计算机

34、16 将在步骤 Sa4 中生成的计算图像中的 b 值 bn的计 算图像显示在显示器 13 上。 说 明 书 CN 101711671 B 8 6/8 页 9 0071 在这样将计算图像显示在显示器 13 上的状态下， 主计算机 16 在步骤 Sa7 中等待 接受变量 bn的变更要求。对于 bn的变更要求， 例如通过由输入器 14 输入对在显示器 13 上 显示的滑动条的用户操作来接受即可。 0072 如果要求变量 bn的变更， 主计算机 16 从步骤 Sa7 进入步骤 Sa8。在步骤 Sa8 中， 主计算机 16 根据被进行的上述要求变更变量 bn。并且， 此后主计算机 16 返回到步骤 Sa

35、6 中， 更新显示器 13 的显示， 以显示相当于变更后的变量 bn的 b 值的计算图像。 0073 这样根据第 1 实施方式， 针对关心区域内的各像素， 根据通过实际摄像取得的例 如图 3 所示的 2 个信号值， 导出确定如图 4 中以曲线表示的函数的 ADC。并且， 根据该 ADC 可以推定例如图 5 所示的任意 b 值中的信号值 S(x)， 作为这样推定的信号值的像素的排列 能够取得任意 b 值的计算图像。这样， 可以取得使用比与最大倾斜磁场的强度以及 MPG 脉 冲的施加时间对应的值大的 b 值的扩散强调图像。 0074 另外， 对于腹部等运动大的部位， 通过使用小 b 值抑制运动伪影

36、来对原图像进行 摄像， 即便是大 b 值的图像也可以将运动伪影控制到较小。 0075 根据第 1 实施方式， 根据滑动条操作选择性地显示通过按照一定值刻度将 b 值设 为大小不同的值b1至值bm而分别取得的计算图像， 因此用户可以容易地观察使b值变化时 的图像的差异。 0076 ( 第 2 实施方式 ) 0077 以下针对磁共振诊断装置 100 的第 2 实施方式的动作进行说明。 0078 图 6 为示出主计算机 16 的第 2 实施方式的处理顺序的流程图。另外， 在与图 2 相 同的处理中附加同一符号， 省略其详细说明。 0079 在步骤 Sb1 中， 主计算机 16 判断成为今后进行的摄像

37、的对象的部位 ( 以下， 称为 摄像部位 ) 是被检体中的哪个部位。对于该摄像部位的判断， 可以根据例如经由输入器 14 输入的用户指定进行。 0080 在步骤 Sb2 中， 主计算机 16 向定序器 10 发送指示， 以便对预先设定的关心区域进 行将 b 值设为与摄像部位相关的设定值 ba的摄像。定序器 10 根据该指示使倾斜磁场电源 7、 发送器9T、 接收器9R以及运算单元11等起动， 以进行使用了持有值ba的b值的摄像。 在 以下中， 将在此摄像的图像称为第 1 原图像。 0081 另外， 为了将b值设为与摄像部位相关的设定值ba， 将例如图7所示的信息表预先 存储到存储单元 12 中

38、。图 7 所示的信息表分别与人体的多个部位相关联地记载设定值 ba、 bb、 bc以及设定值 b1、 b2、 b3。其中， 设定值 bc以及设定值 b2、 b3可以为不具有实质性值的状 态 (null( 空 ) 状态 )。该信息表所记述的设定值 ba、 bb、 bc以及设定值 b1、 b2、 b3可以设定 为基于临床认识的适当值。并且信息表在磁共振诊断装置 100 的制造阶段、 或磁共振诊断 装置 100 的使用准备阶段被登录在存储单元 12 中。 0082 在步骤 Sb3 中， 主计算机 16 使倾斜磁场电源 7、 发送器 9T、 接收器 9R 以及运算单 元 11 等起动， 以进行使用了持

39、有值 bb的 b 值的摄像。在以下中， 将在此摄像的图像称为第 2 原图像。 0083 在步骤Sb4中， 主计算机16确认在信息表中设定值bc是否与摄像部位相关联。 如 果存在符合的设定值 bc， 主计算机 16 从步骤 Sb4 进入到步骤 Sb5。 0084 在步骤 Sb5 中， 主机算计 16 使倾斜磁场电源 7、 发送器 9T、 接收器 9R 以及运算单 说 明 书 CN 101711671 B 9 7/8 页 10 元 11 等起动， 以进行使用了具有值 bc的 b 值的摄像。在以下中， 将在此摄像的图像称为第 3 原图像。 0085 如果 Sb5 中的摄像结束、 或步骤 Sb4 中不

40、存在符合的设定值 bc， 主计算机 16 进入 到步骤Sb6。 然后， 在步骤Sb6中， 主计算机16对关心区域内的各像素分别导出ADC。 另外， 在未进行第 3 原图像的摄像时， 这里的 ADC 的导出可以与第 1 实施方式一样地进行。在进 行了第 3 原图像的摄像时， 通过如下说明那样的所谓的曲线近似导出 ADC。 0086 b 为 bn(n a， b， c) 的原图像的图像值 S(bn) 具有依据 S(0) 以及 ADC 所决定的指 数函数的关系， 表示为如下面的公式 (5)。 0087 S(bn) S(0)exp-bnADC.(5) 0088 在此， 例如可以通过最小平方近似方法， 根

41、据 ba、 bb、 bc以及 S(ba)、 S(bb)、 S(bc) 计 算 S(0) 与 ADC。具体来说， 决定使实际的 S(ba)、 S(bb)、 S(bc) 与通过公式 (5) 计算出的值 的误差的平方和最小的 S(0) 与 ADC。 0089 或者， 采用公式 (5) 的对数， 变成公式 (6) 0090 ln(S(bn) ln(S(0)-bnADC.(6) 0091 在公式 (6) 中， 如果将横轴设为 bn、 而且纵轴设为 ln(S(bn)， 则成为将 ln(S(0) 作为纵轴切片， 并且倾斜为 -ADC 的直线。在此， 也可以通过最小平方法决定使 3 点最好地 位于该直线上的

42、ln(S(bn) 与 ADC。 0092 然后， 主计算机 16 与第 1 实施方式一样地进行步骤 Sa4 至 Sa8 的处理。其中， 作 为值 b1 bm采用在上述信息表中记述的值。 0093 另外， 为了取得原图像不管使用什么样的 b 值都可以导出 ADC。然而， 由于根据人 体部位， MPG 的影响程度不同， 所以根据为取得原图像而适用的 b 值， 导出的 ADC 的精度发 生变化。因此， 在第 2 实施方式中， 根据摄像部位， 使为了取得原图像而适用的 b 值发生变 化。 由此， 在对被检体的任何部位进行摄像时， 都可以高精度地导出ADC， 生成更合适的计算 图像。 0094 另外，

43、在第 2 实施方式中， 可以根据 3 个原图像导出 ADC。并且此时， 与基于 2 个原 图像的情况相比， 可以更高精度地导出 ADC， 从而能够生成更合适的计算图像。 0095 再者， 在第2实施方式中， 为了生成计算图像使用的b值也与摄像部位相对应地发 生变化。因此， 可以生成与使用适用于观察摄像部位的 b 值摄像的图像一样的计算图像。 0096 另外， 即使是同一部位， 与该部位的症状 ( 有无异常或异常程度等 ) 相对应地 MPG 的影响程度各不相同。因此， 也可以在信息表中与摄像部以及症状的组合相关联地记述各 设定值。 0097 ( 第 3 实施方式 ) 0098 以下针对磁共振诊断

44、装置 100 的第 3 实施方式的动作进行说明。 0099 图 8 为示出主计算机 16 的第 3 实施方式的处理顺序的流程图。另外， 在与图 2 相 同的处理中附加同一符号， 省略其详细说明。 0100 主计算机 16 首先在步骤 Sa1 中与第 1 实施方式一样地摄像第 1 原图像， 然后进入 步骤 Sc1。 0101 在步骤 Sc1 中， 主计算机 16 判断摄像部位， 并取得与该摄像部位相关的扩散系数 D。扩散系数对人体中的解剖学组织各不相同， 而且已经知道正常组织的标准扩散系数。因 说 明 书 CN 101711671 B 10 8/8 页 11 此， 预先将如图 9 所示的分别与可

45、以成为摄像部位的解剖学组织相关联地记述了该组织的 标准扩散系数的信息表存储到存储单元 12 中。并且主计算机 16 在步骤 Sc1 中， 将在该信 息表中与摄像部位相对应的数值作为扩散系数 D 取得。 0102 在步骤Sc2中， 主计算机16推测对上述关心区域进行将b值作为与值ba不同那样 地预先设定的值 bb的摄像而取得的第 2 原图像中的 SNR。具体来说， 在用第 1 原图像中的 信号值 S(a) 进行表示时， 主计算机 16 首先可以通过下面的公式推测第 2 原图像的信号值 S(b)。另外， 由 MPG 的影响引起的噪音水平的变化较小， 在第 1 原图像以及第 2 原图像中几 乎相同。

46、因此， 作为根据下述公式计算出的信号值 S(b) 与第 2 原图像中的噪音水平之比， 可以推定第 2 原图像中的 SNR。 0103 S(b) S(a)exp(-bbD)。 0104 由上述公式可知， 因为增大 b 值则降低信号值 S(b)， 所以 SNR 也下降。 0105 在步骤 Sc3 中， 主计算机 16 确认如上推定的 SNR 是否在预先设定的阈值以上。然 后， 如果 SNR 小于阈值， 则主计算机 16 从步骤 Sc3 进入 Sc4。 0106 在步骤 Sc4 中， 主计算机 16 再次设定 b 值， 以使 SNR 在阈值以上。 0107 在步骤 Sc4 中的处理结束时， 或在步骤

47、 Sc3 中判断为 SNR 在阈值以上时， 主计算机 16 进入 Sc5。 0108 在步骤 Sc5 中， 主计算机 16 在执行了步骤 Sc4 时， 对上述关心区域进行采用在这 里重新设定的 b 值的摄像而取得第 2 原图像， 在跳过了步骤 Sc4 时， 对上述关心区域进行将 b 值作为值 bb的摄像而取得第 2 原图像。 0109 此后， 主计算机 16 与第 1 实施方式一样地实施步骤 Sa3 至 Sa8 的处理。 0110 在利用了 SNR 低的原图像时噪音的影响变大， 导出的 ADC 的正确性降低。并且， 因 此根据含有较大误差的 ADC 生成的计算图像与实际摄像的图像的误差增大。然

48、而， 在第 3 实施方式中， 为了导出ADC使用SNR比较大的原图像， 因此， 可以高精度地导出ADC， 由此， 根 据第 3 实施方式， 可以生成近似于实际摄像的图像的计算图像。 0111 对该实施方式， 可以实施以下多种变形。 0112 也可以根据原图像判定关心区域内的空气部分等不用区域， 仅对除了该不用区域 以外的区域的像素进行 ADC 的计算或任意 b 值的信号值的推定。 0113 也可以只生成由用户指定的 b 值的计算图像并加以显示。 0114 也可以将所生成的计算图像输出到其他装置上， 并显示在该装置的显示器上。 0115 也可以将通过其他装置摄像的图像作为原图像进行使用。 0116 本领域技术人员容易想到其它优点和变更方式。因此， 本发明就其更宽的方面而 言不限于这里示出和说明的具体细节和代表性的实施方式。因此， 在不背离由所附的权利 要求书以及其等同物限定的一般发明概念的精神和范围的情况下， 可以进行各种修改。 说 明 书 CN 101711671 B 11 1/5 页 12 图 1 说 明 书 附 图 CN 101711671 B 12 2/5 页 13 图 2 说 明 书 附 图 CN 101711671 B 13 3/5 页 14 图 3 图 4 图 5 说 明 书 附 图 CN 101711671 B 14 4/5 页 15 图 6 图 7 说