磁共振成像装置 【技术领域】
本发明涉及一种可进行高精度的心肌灌注摄像、 非造影 MRA(magnetic resonance angiography ： 磁共振血管造影 )、 且可提高心脏的诊断性能的磁共振成像装置。背景技术
磁共振成像装置是如下这样的装置 ： 当使具有固有磁矩的核心集团置于均匀静磁 场中时， 利用以共振方式吸收以特定频率旋转的高频磁场的能量的现象， 将物质的化学及 物理的微观信息成像化、 或者观测化学位移频谱。这样的磁共振成像装置作为以非侵袭性 的方式来获得人体的解剖学上断面图的方法是极其有效的。尤其是， 作为覆盖于骨头上的 大脑等中枢神经系统的诊断装置而被广泛地有效利用。 另一方面， 因摄像时间长， 而认为对 于跳动的心脏等的诊断性能还有改善的余地。
近年来， 由于以倾斜磁场系统为中心的硬件的改善以及高速扫描的组合， 可将磁 共振成像装置有效利用到心脏检查中的情况渐增起来。特别是心肌灌注摄像， 其利用注入 造影剂后的心电门控 (ECG gated) 与动态摄像的组合， 能够以造影剂的染色进程将心肌活 力图像化， 此种摄像方法作为在其他诊断设备无法获得的有效的检查方法而备受关注。
然而， 在使用磁共振成像装置进行心脏检查时， 例如， 也存在如下那样的问题。
首先， 当对心脏按照一个断面一个断面地进行摄像时， 可获得应用 EPI(Echo Planar Imaging ： 回波平面成像 ) 等高速摄像降低了因活动带来的影响而得到的图像。然 而， 在动态摄像的时相方向上来看， 因呼吸性的身体活动或心时相的偏移等， 大多数情况下 为活动的图像。
另外， 为防止呼吸性的身体活动， 作为解决对策之一要求患者 ( 被检体 ) 屏息。然 而， 对心脏存在问题的患者而言要求屏息反而会加大检查的负担， 这是不希望的。另外， 还 存在在屏息前后心跳可能发生变化的问题。
进一步而言， 近年来， 在磁共振成像中开发研究了未使用造影剂而进行血管摄像 的被称为非造影 MRA 的方法。 在利用生物信息 ( 例如呼吸周期 ) 执行该非造影 MRA 时， 存在 当例如患者的呼吸周期变得极短时， 在磁化并未充分恢复的状态下就进行了摄像等问题。 发明内容 本发明是鉴于上述情况而作出的， 目的在于提供一种不需要患者屏息， 通过使动 态摄像的时相与心时相相对地对应， 能够执行高精度的心肌灌注摄像、 非造影 MRA 的磁共 振成像装置。
根据本发明的一实施方式， 该磁共振成像装置进行被检体的心肌灌注摄像， 其特 征在于， 该磁共振成像装置具备 ： 摄像单元， 通过与上述被检体的生物信号同步地对上述被 检体的心脏进行摄像， 取得图像数据 ； 图像生成单元， 根据上述图像数据， 生成与上述被检 体的心脏有关的图像， 其中， 上述摄像单元在对上述心脏进行摄像前施加用于检测上述被 检体的身体活动的探测脉冲， 在施加该探测脉冲之前， 施加空间非选择的饱和脉冲和局部
选择脉冲， 该局部选择脉冲对于要施加上述探测脉冲的区域， 使基于上述空间非选择的饱 和脉冲的翻转角翻转。
根据本发明的其他实施方式， 该磁共振成像装置是进行被检体的心肌灌注摄像， 其特征在于， 该磁共振成像装置具备 ： 摄像单元， 与上述被检体的生物信号同步地， 在至少 施加一次用于产生对比的前段脉冲之后， 对上述被检体的心脏进行摄像， 从而取得图像数 据； 测量单元， 测量与上述被检体的上述生物信号有关的变动量 ； 图像生成单元， 根据上述 图像数据， 生成与上述被检体的心脏有关的图像， 其中， 上述摄像单元根据与上述生物信号 有关的变动量， 控制从上述前段脉冲的最初施加起到施加上述摄像中的高频脉冲为止的时 间、 上述前段脉冲的翻转角、 上述摄像中的高频脉冲的翻转角中的至少一个。 附图说明
图 1 为表示本实施方式所涉及的磁共振成像装置 1 的方框结构图。
图 2 为表示在使用了本心脏检查支援功能的心脏检查中所执行的扫描序列的典 型例子的图。
图 3 为表示施加局部的翻转脉冲 Pf 及运动探测脉冲 Pm 的区域的一个例子的图。
图 4 为表示施加局部的翻转脉冲 Pf 及运动探测脉冲 Pm 的区域的一个例子的说明 图。
图 5(a)、 (b) 为表示心跳模式的一个例子的图。
图 6(a)、 (b) 为表示心跳模式的其他例子的图。
图 7(a)、 (b) 为表示心跳模式的其他例子的图。
图 8 为表示根据被预测的患者的心跳变化的模式而进行动态摄像的调度情况时 的处理流程的流程图。
图 9 为表示依照摄像条件的再调整功能而进行的处理 ( 摄像条件再调整处理 ) 流 程的流程图。
图 10 为表示在本心脏检查支援处理中所执行的动态摄像的扫描序列的一个例子 的图。
图 11 为表示设定单个 Tag 区域， 并以呼气作为触发来执行的非造影 MRA 的扫描序 列的一个例子的图。
图 12 为表示设定多个 Tag 区域 ( 在图 12 的例子中为 2 个区域 Tag1、 Tag2)， 并以 呼气作为触发来执行的非造影 MRA 的扫描序列的一个例子的图。
图 13 为表示在非造影 MRA 摄像中进行的处理流程的流程图。
图 14 为表示在摄像区域内所设定的 Tag 区域的一个例子的图。
图 15 为表示在摄像区域内所设定的 Tag 区域的其他例子的图。
图 16 为表示依照摄像条件的再调整功能而进行的处理 ( 摄像条件再调整处理 ) 流程的流程图。 具体实施方式
以下， 按照附图对本发明的实施方式进行说明。此外， 在以下的说明中， 对具有大 致相同功能及构成的构成要素附以相同的符号， 并仅在必要的情况下对其进行重复说明。图 1 表示本实施方式所涉及的磁共振成像装置 1 的方框结构图。 如图 1 所示那样， 本磁共振成像装置 1 包括 ： 静磁场磁铁 11、 冷却系统控制部 12、 倾斜磁场线圈 13、 高频发送 线圈 14、 高频接收线圈 15、 发送部 18、 接收部 19、 数据处理部 20、 显示部 24。
静磁场磁铁 11 为产生静磁场的磁铁， 且产生均匀的静磁场。
冷却系统控制部 12 控制静磁场磁铁 11 的冷却机构。
倾斜磁场线圈 13 设置于静磁场磁铁 11 的内侧， 且轴比静磁场磁铁 11 的短， 并将 从倾斜磁场线圈装置电源 17 所供给的脉冲电流转换为倾斜磁场。利用该倾斜磁场线圈 13 所产生的倾斜磁场， 信号产生部位 ( 位置 ) 被确定。
此外， Z 轴方向在本实施方式中设为取与静磁场的方向相同方向的方向。并且， 在 本实施方式中， 倾斜磁场线圈 13 及静磁场磁铁 11 设定为圆筒形。而且， 倾斜磁场线圈 13 利用规定的支撑机构被配置于真空中。这是因为从静音的观点出发， 不使因施加脉冲电流 而产生的倾斜磁场线圈 13 的振动作为声波传播到外部。
高频发送线圈 (RF 发送线圈 )14 是用于对被检体的摄像区域施加用于产生磁共振 信号的高频脉冲的线圈。该高频发送线圈 14 为全身用 RF 线圈， 例如， 在对腹部等进行摄像 时， 也可用作接收线圈。 高频接收线圈 (RF 接收线圈 )15 是被设置成在被检体附近、 优选以紧贴的状态夹 挟着该被检体， 用于从被检体接收磁共振的线圈。一般而言， 该高频接收线圈 15 按部位不 同而具有专用的形状。
此外， 在图 1 中， 例示了将高频发送线圈与高频接收线圈设为不同个体的交叉线 圈方式， 但也可为采用通过 1 个线圈兼用上述 2 个线圈的单线圈方式的结构。
倾斜磁场线圈装置电源 17 产生用于形成倾斜磁场的脉冲电流， 并供给倾斜磁场 线圈 13。而且， 倾斜磁场线圈装置电源 17 按照下述的控制部 202 的控制， 切换供给倾斜磁 场线圈 13 的脉冲电流的方向， 从而控制倾斜磁场的极性。
发送部 18 具有振荡部、 相位选择部、 频率转换部、 振幅调制部、 高频电力放大部 ( 都未图示 )， 并且将与拉莫频率对应的高频脉冲发送到发送用高频线圈。由于因上述发送 而从高频发送线圈 14 产生的高频， 被检体的规定原子核的磁化成为激励状态。
接收部 19 具有放大部、 中频转换部、 相位检波部、 滤波器、 A/D 转换器 ( 都未图 示 )。接收部 19 对于从高频线圈 14 接收到的核磁化从激励状态缓和为基态时所放出的磁 共振信号 ( 高频信号 )， 实施放大处理、 利用了发送频率的中频转换处理、 相位检波处理、 滤 波器处理、 A/D 转换处理。
显示部 24 显示磁共振图像、 规定的扫描画面等。
数据处理部 20 为对接收后的数据进行处理而生成磁共振图像的计算机系统， 具 有存储部 201、 控制部 202、 数据收集部 203、 重建部 204、 信号校正部 205、 输入部 207。
存储部 201 存储所收集到的磁共振图像、 用于执行各种扫描序列的程序 ( 例如， 用 于执行 RMC(Real-time Motion correction ： 实时运动校正 ) 的扫描序列 )、 用于实现后述 的心脏检查支援功能的专用程序等。这里， 所谓 RMC 为监视横隔膜等存在活动的部位， 并与 该活动配合地实时地同步、 并进行摄像的方法。
控制部 202 具有未图示的 CPU、 存储器等， 并且作为整个系统的控制中枢， 静态或 动态地控制本磁共振成像装置。尤其是， 控制部 202 将专用程序展开在存储器中， 由此来实
现后述的心脏检查支援功能。
数据收集部 203 收集通过接收部 19 采样的数字信号。
重建部 204 对通过数据收集部 203 收集的数据执行后处理即傅立叶转换等的重建 等， 求出被检体内的所期望的核自旋的频谱数据或者图像数据。
输入部 207 具有用于将来自操作者的各种指示·命令·信息取入的输入设备 ( 鼠 标、 轨迹球、 模式切换开关、 键盘等 )。
显示部 24 为显示从数据处理部 20 输入的频谱数据或者图像数据等的输出单元。
( 心脏检查支援功能 )
其次， 对本磁共振成像装置 1 所具有的心脏检查支援功能进行说明。该功能为通 过进行空间性调整处理与时间性调整处理， 从而在进行心肌灌注摄像的情况下的进行支援 的功能。在空间性调整中， 例如， 使用 RMC 等来检测因呼吸性的身体活动而导致的动态时相 方向的位置偏移 ( 位置位移量 )， 并针对该位置位移量追踪脉冲序列的切片激励位置及数 据收集位置， 由此来抑制由于身体活动带来的影响。 据此， 无需进行用于让呼吸性的身体活 动停止的屏息， 故可减少伴随屏息而带来的心跳的变动。而且， 在时间性调整处理中， 测量 因脉律不齐等而导致的心时相的变动量 ( 时间变动量 )， 并与该时间变动量匹配地调整各 种摄像条件。据此， 使因心时相的波动而导致的无法解析的数据产生防患于未然。 [ 空间性调整处理 ]
图 2 为表示在使用了本心脏检查支援功能的心脏检查中所执行的扫描序列的典 型例子的图。在该图 2 中， Ps 表示非选择性饱和脉冲 ( 用以产生对比的前段脉冲 )、 Pf 表示 局部的翻转脉冲、 Pm 表示用以监控患者的身体活动的运动探测脉冲、 Pi 表示 ( 诊断图像 ) 成像用脉冲。
如图 2 所示， 在本扫描序列中， 对饱和脉冲 Ps 确保有固定的 TI。这是因为为了使 对比及图像稳定， 对于饱和脉冲而言必需有例如 TI ＝ 100 ～ 150ms 左右的等待时间。 而且， 饱和脉冲 Ps 设为不选择进行激励的空间的非选择性的脉冲。这是因为， 对画质而言， 例如， 如日本专利特开 2000-126156 号公报中所使用那样的 Notched 脉冲会对来自 Notch 部分的 血液的流入带来影响， 故可将饱和脉冲设为非选择性的， 由此可实现画质的稳定化。
局部的翻转脉冲 Pf 是在紧接施加 ( 空间 ) 非选择性饱和脉冲 Ps 之后被施加的。 即、 在紧接施加了非选择性饱和脉冲 Ps 之后， 即便施加运动探测脉冲 Pm 也无法获得信号。 因此， 局部地施加使施加运动探测脉冲 Pm 的部分的磁化恢复的翻转脉冲 Pf。 利用该翻转脉 冲 Pf 翻转的位置检测部分 ( 即， 运动探测脉冲 Pm 的施加对象区域 ) 是为了不对心脏及大 血管施加而规划的区域， 根据用途， 既可以是如图 3 所示的 2 ～ 3cm 宽的切片， 也可以使用 与探测脉冲相同的局部激励脉冲。这样， 对所翻转的地方利用运动探测脉冲 Pm 进行激励， 检测出横隔膜的位置。利用局部的翻转脉冲 Pf 所激励的区域以与利用运动探测脉冲 Pm 激 励为锥状的区域相比大致为 2 倍的面积 (1.4 倍的直径 )、 或者 1 ～ 1.5 倍左右的切片厚度 为基准。另外， 图 4 为表示从箭头方向观察沿着图 3 中的 A-A 的断面的图。
另外， 如图 2 所示， 在本扫描序列中， 在 TI 等待时间的期间施加运动探测脉冲 Pm。 如果 TI 等待时间是必需的， 则在该期间施加用于检测活动的脉冲并不会损害摄像效率。一 般而言， 用于检测活动的预脉冲及摄像位置的校正被作为 MRCA( 冠状动脉摄像 ) 而使用。 在 该冠状动脉的情况下， 扩张末期的心脏的活动少， 因此可通过校正摄像位置来进行成像部
分的位置校正。另一方面， 当摄像分为多次 ( 例如 2 次 ) 进行时， 必须考虑在 2 次图像收集 中的相位差， 并且需要充分地取得相应的校正精度。因此， 在 MRCA 中， 需要考虑使横隔膜位 移的规定区域外不用于图像化。对此， 在进行心肌灌注摄像时， 与本扫描序列同样地， 通过 在 TI 等待时间的期间施加运动探测脉冲 Pm， 由此可将利用检测出的横隔膜位置所校正的 部分构成为 1 张图像， 可实现强健的校正。
成像用脉冲 Pi 是一边跟踪并调整激励断层位置 ( 数据收集位置 ) 一边被施加， 以 使得根据利用紧接之前的运动探测脉冲 Pm 而进行位置检测的诊断对象的位移量， 总是激 励相同位置的断层并根据该断层进行数据收集。通过这样位置调整后的成像用脉冲 Pi， 可 对实质上相同的位置的断层像进行成像。此外， 可在运动探测脉冲 Pm 与成像用脉冲 Pi 之 间， 根据需要优选对脂肪抑制脉冲、 磁稳定用虚拟脉冲按照该顺序进行施加。
[ 时间性调整处理 ]
通过采用心脏检查支援功能的空间性调整处理， 不需要停止呼吸就能够基本上去 除横隔膜的活动以及与其伴随的心脏的活动。 因此， 认为与以往的停止呼吸下的摄像相比， 心跳发生变动的概率低。然而， 很明显的是， 受造影剂的流入或针对心肌的应激药物的影 响， 而残留有心跳发生变动的可能性， 存在想根据宽裕度来决定切片张数的需求。因此， 本 磁共振成像装置 1 可与空间性调整处理相配合或者根据需要单独地执行可与心跳变动对 应的时间性调整处理。 此外， 在进行使用了本时间性调整处理的摄像之前， 为了把握 ECG 波形的 R-R 间隔 依赖于患者的状态稳定到何种程度， 而预先取得平均的 R-R 间隔及心跳模式的直方图。并 且， 使用所得到的结果， 当 R-R 间隔的直方图分布的波峰为 1 个时， 设定偏差为 1.5σ 或 2σ 左右的允许范围， 即便在心跳缩短的情况下， 也可预先设定被认为是再也不会变短的 R-R 基准。
本空间性调整处理的基本理论如下所述。即， 利用 FFE(Fast Field Echo ： 快速场 回波 ) 等进行的心肌灌注摄像， 在其心时相内取尽所有的数据， 故与电影摄像等不同， 对从 施加 ECG 脉冲到摄像为止的延迟时间 ( ＝摄像的心时相 ) 的要求并没有那么严格， 时相间 的对比的稳定性是重要的。
另一方面， 在通常的门控摄像中， 因将来自心电图的门控的时间差尽可能地保持 固定， 所以即便在多切片的情况下也基本上尽可能提前。然而， 在使用饱和恢复 ( 激励角度 90 度 ) 时， 当假定 RF 脉冲的空间均匀性 (B1) 较高时， 即使不考虑纵向磁化的磁滞效应 ( 参 照 MRM45， 653-661， 2001) 也可以， TI 的恢复时间 Trec( 即， 用于将纵向磁化保持固定的等 待时间 Trec) 可主要通过下式 (1) 表现为成像部分的翻转角 α 与 TR 的函数。
Trec ＝ TR/(1-cosα) (1)
因此， 希望是 ： 摄像切片间的等待时间尽可能地缩短， 将 TI 尽可能地设定为根据 摄像的翻转角 α 与 TR 算出的值。
该条件具有强健性这可从仿真的结果中得到确认。即， TI 的恢复时间 Trec 不需 要是严格的， 在不使画质劣化的范围内可在 10 ～ 20％的范围中缩短。反之， 当与所算出的 TI 的恢复时间 Trec 相比， 过于延长 TI 时， 则最初的数次摄影的信号会引起急速的信号衰 弱， 成为导致画质劣化的主要原因。
鉴于如上考虑， 在本磁共振成像装置 1 的时间调整处理中， 为与患者的脉律不齐
或屏息时的心跳数的亢进对应， 预先测定与心跳相关的参数 ( 例如， 将平均的 R-R 间隔及心 跳模式绘制成直方图 )， 根据所预测的患者的心跳变化的模式进行摄像的调度。
例如， 在患者的心跳如图 5(a)、 (b) 所示的稳定模式 I、 II 那样的情况下， 可视为 理想的状态， 故可设 Trec 较长。即， 当设为造影剂的对比良好的 TR ＝ 7ms、 翻转角 α ＝ 20 度、 Trec ＝ 116ms 时， 成像的信号值成为数据收集中稳定的条件。
另一方面， 在如图 6(a)、 (b) 所示的 NG 模式 I、 II 那样脉律不齐的情况下， 或如图 7(a)、 (b) 所示的 NG 模式 I、 II 那样仅是脉搏较短的患者的情况下， 除利用矩阵尺寸调整收 集时间外， 缩短 Trec 也很重要。此时， 例如， 通过将翻转角提高到 α ＝ 30 度， 从而 Trec ＝ 52ms， 可缩短每张的收集时间， 可进行稳定的摄像。
进一步， 当需要缩短数据收集时间时， 不是将饱和恢复脉冲的翻转角设定为 90 度， 而是通过例如稍微减少到 85 度等， ( 虽然使组织间的 TI 缓和曲线一致的效果减小， 但) 由此可大幅减少 TI 时间。
图 8 为表示根据所预测的患者的心跳变化的模式进行动态摄像的调度时的处理 流程的流程图。如图 8 所示， 首先， 控制部 202 使用与预先所获得的心跳有关的参数， 求出 稳定地获得所期望的切片张数的每一张的收集时间 ( 步骤 Sa)。
其次， 控制部 202 为了求出满足在步骤 Sa 中所求出的每一张切片的收集时间的条 件， 首先在使对比具有强健性变化的翻转角 α 的范围中 ( 例如 TR ＝ 7ms 时， 15 ～ 30 度的 范围可用作 TI 对比图像 )， 判定可设定 Trec 的翻转角 α( 步骤 Sb)， 该 Trec 能保证充分的 画质。
此外， 该 Trec 具有强健性， 存在大致 10 ～ 20ms 左右的变更也不会使画质急速劣 化。因此， 并不拘泥于判定可设定优选的 Trec 的翻转角 α 的例子， 也可通过如下方式， 即 控制部 202 计算出针对每一个规定翻转角 α 所期望的 Trec 的值， 例如在监视器 24 上以规 定方式来显示， 让使用者判定优选的翻转角 α 与 Trec 的组合。
在步骤 Sb 的判定中， 即便使翻转角在 15 ～ 30 度之间变化， 在无法充分确保优选 的 Trec 时， 控制部 202 使饱和恢复脉冲 Ps 的翻转角从规定值的 90 度变更为例如 80 ～ 85 度之间一个规定角度， 由此决定出优选的 Trec( 步骤 Sc)。
另一方面， 在步骤 Sb 的判定中， 通过将翻转角设定为 15 ～ 30 度之间的一个规定 角度， 从而在可充分确保优选的 Trec 时， 将该角度决定为摄像的翻转角 α( 步骤 Sd)。
这样， 对于成像用脉冲 Pi 或非选择性的饱和脉冲 Ps 的条件， 通过逐次计算并使用 大致的 Trec、 摄像时的翻转角、 饱和时的翻转角， 从而可易于设定摄像条件， 在该摄像条件 下可稳定地对心肌灌注进行摄像。
而且， 本磁共振成像装置 1 具有应对如摄像中产生的脉律不齐等情况、 对通过上 述调度而设定的摄像条件进行再调整的功能。
图 9 为表示按照摄像条件的再调整功能而进行的处理 ( 摄像条件再调整处理 ) 流 程的流程图。如图 9 所示， 控制部 202 以 ECG 作为触发， 使用了依照调度设定的摄像条件来 执行摄像 ( 步骤 S1)。 此时， 优选是， 为了对应所预测的脉律不齐， 在摄像的调度中预先设定 较少的切片片数。 其次， 控制部 202 判定在摄像中 ( 图像收集中 ) 是否产生 ECG 触发 ( 例如 产生 R 波 )( 步骤 S2)。在步骤 S2 中， 当判定是在图像收集中产生 ECG 触发时， 控制部 202 把直到当前正在进行的图像收集结束为止的时间加起来 ( 步骤 S3a)。其次， 控制部 202 判定在步骤 S3a 中加起来的时间是否处在规定的阀值以内 ( 步 骤 S4a)， 当判定为在规定的阀值内时， 控制部 202 通过进行缩短 ECG 触发的等待时间、 缩短 从饱和脉冲到成像脉冲的等待时间、 抑制饱和脉冲的翻转角、 扩大成像脉冲的翻转角等， 再 设定用于与 (1 次心跳也不空 ) 下一 ECG 触发同步地进行摄像的条件 ( 步骤 S5a)。另一方 面， 在步骤 S4a 中， 当判定为处在规定的阀值外时， 控制部 202 再设定用于与空 1 次心跳的 ECG 触发同步地进行摄像的条件 ( 步骤 S6a)。控制部 202 使用在步骤 S5a 或步骤 S6a 中再 设定的条件， 执行接下来的动态摄像 ( 步骤 S7a)。
而且， 在步骤 S2 中， 当判定在图像收集中并未产生 ECG 触发时， 控制部 202 根据与 预先所获得的心跳有关的参数， 将直到下一 ECG 触发为止的时间加起来 ( 步骤 S3b)。
其次， 控制部 202 判定在步骤 S3b 中所加起来的时间是否在规定的阀值以内 ( 步 骤 S4b)， 当判定在规定的阀值内时， 控制部 202 通过进行缩短 ECG 触发的等待时间、 缩短从 饱和脉冲到成像脉冲的等待时间、 抑制饱和脉冲的翻转角、 扩大成像脉冲的翻转角等， 再设 定与 (1 次心跳也不空 ) 下一 ECG 触发同步地、 并使图像收集与 ECG 触发的时间不重复的条 件 ( 步骤 S5b)， 并利用上述条件执行后续的动态摄像 ( 步骤 S6b)。
另一方面， 当在步骤 S4b 中判定在规定的阀值外时， 控制部 202 再次设定用于与 (1 次心跳也不空 ) 后续的 ECG 触发同步地进行摄像的条件 ( 步骤 S7b)， 利用上述条件执行后 续的动态摄像 ( 步骤 S8b)。 以上所述的摄像条件的再调整处理是在每次摄像重复时被执行的， 执行例如图 10 所示的一连串的动态摄像。 除最初的调度外， 通过这样的摄像条件的再调整功能， 即便缩短 等待时间， 也能尽可能地补偿因心跳导致的延迟时间， 并且可使相对于心跳的时相不错开 地进行摄像。
( 效果 )
通过以上所述的构成可获得以下效果。
通过本磁共振成像装置， 在进行心肌灌注摄像时检测出呼吸性的身体活动导致的 动态时相方向的位移量， 并根据该位移量使切片激励位置及数据收集位置追踪身体活动。 据此， 因无须让患者屏息， 故可减少心跳的变动。
而且， 在本磁共振成像装置中， 测量心时相的变动量， 并与该变动量相配地进行从 饱和脉冲到成像脉冲为止的等待时间、 饱和脉冲的翻转角的抑制、 以及成像脉冲的翻转角 的控制， 从而使动态摄像的时相与心时相相对地对应， 能够根据心跳变化的模式对摄像条 件进行调度。因此， 可校正因一些呼吸性的身体活动或心跳波动而导致的心肌灌注图像的 动态时相方向的位置偏移。
进一步， 在本磁共振成像装置中， 监控 ECG 触发与动态摄像的时相之间的对应关 系， 并根据该时相的偏移可实时对所设定的摄像条件进行再调整。 据此， 在能够提高作为动 态摄像的强健性的同时， 可预先防范因心时相的晃动而导致的无法解析的数据的产生， 且 可实现稳定的心肌灌注摄像。 尤其是， 通过应用针对饱和脉冲的反馈， 即便对紧接迄今无法 获得适当的饱和效应的心跳之后的切片， 也可获得稳定的饱和。 如果饱和稳定， 则可采用如 下方法， 即增加针对心时相的自由度并且针对每一 R-R 间隔分割出多切片的方法。
( 第 2 实施方式 )
接下来， 对本发明的第 2 实施方式所涉及的磁共振成像装置进行说明。本实施方
式所涉及的磁共振成像装置是对于非造影 MRA 摄像应用时间性调整处理的装置。即， 在本 实施方式所涉及的磁共振成像装置中， 根据例如呼吸周期等生物信号的变动， 对 TI、 IR 脉 冲的翻转角、 摄像用的 RF 脉冲的翻转角中的至少一个进行调整， 获得因身体活动带来的影 响较少的非造影 MRA， 上述 TI 是从施加用于附加 Tag 的反转恢复脉冲 (IR 脉冲 ) 的施加时 刻到施加用于成像的最初的 RF 脉冲的时刻为止的期间。这样的非造影 MRA 摄像方法， 从通 过施加 IR 脉冲而将被检体的某一区域在时间及空间上进行标记这一层面来考虑， 有时被 称为 Time-SLIP(Time-Spatial Labeling Inversion pulse ： 实时 - 空间标记反转脉冲 ) 法。
这里所谓 ‘附加 Tag’ 是指为了将来自血液等的 MR 信号与来自其之外的区域的信 号比较以高强度或低强度的方式描绘出来 ( 即， 为产生对比 )， 而对观察对象 ( 例如受关注 的血管 ) 以纵向磁化的方式在时间及空间上进行标记 ( 标识化 )。被施加 IR 脉冲并被当作 附加 Tag 的对象的被检体的某一区域 ( 或者与其对应的图像上的区域 ) 被称为 Tag 区域。
另外， 在 IR 脉冲中具有 ‘空间选择 IR 脉冲’ 与 ‘空间非选择 IR 脉冲’ 。所谓 ‘空间 选择 IR 脉冲’ 是指将在摄像区域内所选择的特定空间作为 Tag 区域， 并为了对该区域附加 Tag 而被使用的脉冲。另一方面， 所谓 ‘空间非选择 IR 脉冲’ 不是选择摄像区域内的特定空 间脉冲， 而是为了将该整个摄像区域作为 Tag 区域， 并对该区域附加 Tag 而使用的脉冲。后 者可通过选择的非造影 MRA 的类别自动地进行自由地开闭或通过来自输入部 207 的规定的 操作进行自由地开闭。 在本实施方式所涉及的磁共振成像装置 1 的时间调整处理中， 为了与患者的呼吸 周期的紊乱相对应， 可预先测定与呼吸周期相关的参数 ( 例如， 平均呼气峰值间隔及呼吸 周期模式的直方图 )， 并且进行与所预测的患者的呼吸周期变化的模式对应的摄像的调度。 而且， 在实际的扫描中， 也反复执行与监控的呼吸周期同步的脉冲序列。
人类的呼吸周期一般来说为 3000msec ～ 5000msec 左右。因此， 在当在例如平均 呼吸周期为比较长的 5000msec 左右且稳定时， 将 TI 设为 1500msec 左右、 将附加 Tag 的脉 冲的翻转角设为 α ＝ 180 度， 进行非造影 MRA 摄像的调度。另一方面， 例如， 当平均呼吸周 期为比较短的 3000msec 左右时， 将附加 Tag 的脉冲的翻转角 α 在例如 90°≤ α ≤ 180° 的范围中调整， 并且调整从呼气触发到附 Tag 脉冲为止的延迟时间。而且， 根据需要， 也可 调整矩阵尺寸、 摄像用的 RF 脉冲施加时刻等。通过这些调整， 例如将 TI 设定为 1200msec 左右并进行非造影 MRA 摄像的调度。
图 11 为表示设定单个 Tag 区域， 以呼气作为触发， 对包括肾动脉的区域进行容积 扫描时的非造影 MRA 的扫描序列的一个例子的图。 图 12 为表示设定多个 Tag 区域 ( 在图 12 例中是 Tag1、 Tag2)， 以呼气作为触发， 对包括肾动脉的区域进行容积扫描时的非造影 MRA 的扫描序列的一个例子的图。而且， 图 13 为表示在非造影 MRA 摄像中进行处理的流程的流 程图。以下， 按照图 13 的流程图， 根据以下例子对本磁共振图像装置进行说明， 该例子是利 用图 11 或图 12 所示的序列， 执行用于在一个呼吸周期内取得规定的数据量 ( 例如一个切 片编码量 ) 的扫描， 并一边使得与呼吸同步一边反复地执行上述扫描， 据此， 取得与包括肾 动脉的区域对应的容积数据的情况。
如图 13 所示， 首先， 当从输入器 13 进行患者信息、 诊断部位、 用于成像的扫描序列 等的输入、 选择时 ( 步骤 S21)， 主计算机 6 执行定位扫描 ( 步骤 S22)， 该定位扫描是用于取
得在摄像范围及 Tag 区域的设定中所使用的定位图像。
其次， 使用所取得的定位图像， 按照来自输入器 13 的输入， 设定摄像范围及 Tag 区 域 ( 步骤 S23)。此时， 例如， 如果将 Tag 区域设定为单个 ( 即， 依照如图 11 所示的扫描序 列 )， 则如图 14 所示， 设定摄像范围与 Tag 区域， 如果将 Tag 区域设定为多个 ( 即， 依照如图 12 所示的扫描序列 )， 则如图 15 所示， 设定摄像范围与 Tag 区域。
其次， 根据平均呼吸周期， 决定附加 Tag 的脉冲的翻转角 α、 TI( 步骤 S24)。例 如， 当平均呼吸周期为 3000msec 左右时， 在图 11 及图 14 的例子中， 被决定为翻转角 α ＝ 120°、 TI ＝ 1200msec， 在图 12 及图 15 的例子中， 被决定为翻转角 α ＝ 120°、 TI1 ＝ 1200msec、 TI2 ＝ 600msec。
其次， 定序器 5 按照扫描序列， 利用所设定的摄像范围及 Tag 区域执行非造影 MRA。 例如， 在依照图 12 的扫描序列执行的情况下， 在从呼气触发起延迟了规定期间后的时间， 对 Tag 区域 A 施加第 1IR 脉冲， 进而从施加第 1IR 脉冲起经过规定期间后， 对 Tag 区域 B 施 加第 2IR 脉冲 ( 步骤 S25)。在从施加第 1IR 脉冲的时刻起经过期间 TI1 之后 ( 或从施加第 2IR 脉冲的时刻起经过期间 TI2 之后 )， 按照规定序列反复执行成像扫描 ( 步骤 S26)。
此外， 存在如下情况， 即、 在如图 11、 图 12 所示那样的以呼气作为触发的扫描序列 中， 例如由于患者的身体状况或精神状态等， 实际的呼吸周期变得极短， 并且预先所调度的 附加 Tag 的脉冲的翻转角 α、 TI 将不再适合直接使用的情况。例如， 存在如下情况， 即、 对 于平均呼吸周期为 5000msec 左右的患者， 在调度中设翻转角 α ＝ 180°、 TI ＝ 1200msec， 并在进行图 11 所示的扫描序列的过程中， 突然呼吸周期 TB2 变为短到例如 3000msec 左右 的情况等。在该情况下， 从呼吸周期 TB2 中的扫描结束时刻起到呼吸周期 TB3 的呼气时间 为止的期间 Tb2 变得极短。因此， 存在直接使用事先调度的附加 Tag 的脉冲的翻转角 α、 TI 都无法充分确保用于使磁化恢复的时间的情况。
本磁共振成像装置为了即便在这样的情况下也可获得对比稳定的 MR 图像而具有 再调整功能与再执行功能。
所谓再调整功能是指根据监控中的呼吸周期的变化， 动态地调整在调度中所决定 的附加 Tag 的脉冲的翻转角 α、 TI。例如， 根据从图 11 的呼吸周期 TB2 中的扫描结束时刻 起到呼吸周期 TB3 的呼气时间为止的期间 Tb2， 在从呼吸周期 TB3 的呼气触发起到施加附加 Tag 的脉冲为止期间内， 再次计算适当的翻转角 α、 TI， 并实时进行变更。而且， 根据需要， 变更摄像用的 RF 脉冲的翻转角。这样的翻转角 α、 TI 的变更是根据从各呼吸周期 TBi 中 的扫描结束时刻起到下一个呼吸周期 TBi+1 的呼气时间为止的期间 Tbi 被动态地执行。而 且， 当存在多个如图 12 所示那样的 Tag 区域时， 对每个 Tag 区域的每个附加 Tag 的脉冲的 翻转角、 TI 使用再调整功能。
图 16 是表示依照再调整功能而进行处理 ( 条件再调整处理 ) 的流程的流程图。 如图 16 所示， 控制部 202 将呼气作为触发， 使用了依照调度的摄像条件来执行摄像 ( 步骤 S31)。其次， 控制部 202 判定在摄像中 ( 图像收集中 ) 是否产生呼气触发 ( 步骤 S32)。当 在步骤 S32 中判定图像收集中产生呼气触发时， 控制部 202 将到当前正在进行的图像收集 结束为止的时间加起来 ( 步骤 S33a)。
其次， 控制部 202 判定在步骤 S33a 中所加起来的时间是否在规定的阀值以内 ( 步 骤 S34a)， 当判定为在规定的阀值内时， 控制部 202 通过缩短呼气触发的等待时间、 缩短从呼气触发起的延迟时间、 缩短从附加 Tag 的脉冲到成像脉冲为止的等待时间、 抑制附加 Tag 的脉冲的翻转角、 扩大成像脉冲的翻转角等， 再设定用于与 (1 次呼吸也不空 ) 下一次呼气 触发同步地进行摄像的条件 ( 步骤 S35a)。 另一方面， 当在步骤 S34a 中判定在规定的阀值外 时， 控制部 202 再设定用于与空 1 次呼吸的呼气触发同步地进行摄像的条件 ( 步骤 S36a)。 控制部 202 使用在步骤 S35a 或步骤 S36a 中再设定的条件， 执行接下来的动态摄像 ( 步骤 S37a)。
而且， 在步骤 S32 中， 当判定为在图像收集中未产生呼气触发时， 控制部 202 将根 据与预先所获得的呼吸周期相关的参数， 将直到下一次呼气触发为止的时间加起来 ( 步骤 S33b)。
其次， 控制部 202 判定在步骤 S33b 中所加起来的时间是否处在规定的阀值以内 ( 步骤 S34b)， 当判定在规定的阀值内时， 控制部 202 通过缩短呼气触发的等待时间、 缩短从 附加 Tag 的脉冲到成像脉冲为止的等待时间、 抑制附加 Tag 的脉冲的翻转角、 扩大成像脉冲 的翻转角等， 再设定与 (1 次呼吸也不空 ) 下一呼气触发同步、 且使图像收集与呼气触发的 时间不重复的条件 ( 步骤 S35b)， 并利用上述条件执行接下来的动态摄像 ( 步骤 S36b)。
另一方面， 当在步骤 S34b 中判定为在规定的阀值外时， 控制部 202 再设定用于与 (1 次呼吸也不空 ) 下一次呼气触发同步地进行摄像的条件 ( 步骤 S37b)， 利用上述条件进 行接下来的动态摄像 ( 步骤 S38b)。
以上所述的再调整处理在每次反复摄像时都会被执行， 并且执行一连串的动态摄 像。除最初的调度外， 利用这样的摄像条件的再调整功能， 即便缩短等待时间， 也能尽可能 地补偿由心跳产生的延迟时间， 并且可使相对于心跳的时相不错开地进行摄像。
这样， 再调整功能对以下情况非常有用， 即从呼吸周期 TBi 中的扫描结束时刻起 到下一个呼吸周期 TBi+1 的呼气时间为止的期间 Tbi 在一定值以上 ( 例如 800ms 以上 ) 的 情况。然而， 当期间 Tbi 极短到为例如 500ms 左右时， 即便使用动态调整功能也无法取得对 比稳定的 MR 图像。再执行功能是在即便这样利用动态调整功能也无法恢复时被使用的功 能。
即， 所谓再执行功能是指如下功能， 因呼吸周期 TBi 中的期间 Tbi 极短， 所以在下 一个呼吸周期 TBi+1 中磁化未充分恢复， 对在该未充分恢复的状态下所取得的数据 ( 例如， 与第 i 切片编码对应的数据 ) 拒绝， 而在呼吸周期 TBi+2 以后的某一个呼吸周期中再次执 行依照与上述呼吸周期 TBi+1 的扫描相同的编码模式的扫描。而且， 在哪个呼吸周期中进 行再执行是任意的。作为典型范例可列举如下情况的例子， 在呼吸周期 TBi+1 中磁化未充 分恢复的状态下取得数据时， 在下一个呼吸周期 TBi+2 中进行再执行、 或大致执行了依照 各编码模式的扫描之后再执行。
其次， 运算单元 10 利用由成像所获得的 MR 信号进行图像重建， 生成与包括肾动脉 的区域有关的容积数据。而且， 运算单元 20 利用所生成的容积数据， 生成与所期望的断面 有关的 MR 图像 ( 步骤 S27)。 而且， 在磁化未充分恢复的状态下所取得的数据并未被用于本 步骤的重建中。显示器 12 以动画或静止画面的形成显示所生成的 MR 图像 ( 步骤 S28)。
( 变形例 1)
在 第 2 实 施 方 式 中，表 示 了 进 行 使 用 了 三 维 SSFP(Steady-State Free Precession ： 稳态自由进动 ) 法的成像的序列 ( 参照图 11、 图 12)。然而， 本发明并不拘泥于该例子， 例如， 也可使用三维 FSE(Fast Spin-Echo ： 快速自旋回波 ) 法、 三维 FASE(Fast Advanced Spin-Echo ： 高级快速自旋回波 ) 法等的其他扫描序列进行成像。而且， 图像收 集方式可以为单次摄像或多次摄像的任意一种。如果例如图 2 的例子是依照单次摄像三维 SSFP 法的序列， 则在成像 I 中执行第一张的切片编码， 接着， 在成像 II 中执行第二张的切片 编码。另一方面， 如果例如图 11、 图 12 的例子是依照多次摄像 (2 次摄像 ) 三维 SSFP 法的 序列， 则在成像 I 中执行第一张的切片编码的第一次摄像， 接着， 在成像 II 中执行第一张的 切片编码的第二次摄像。
( 变形例 2)
在第 2 实施方式中， 将生物信号设为呼吸周期的情况进行了例示。然而， 并不拘泥 于该例子， 本发明的技术性思想对于例如使用 ECG 波形或脉动波形作为生物信号的非造影 MRA 摄像也可适用。
根据如上所述的构成， 当进行非造影 MRA 摄像时， 测量呼吸周期的变动量， 并与该 变动量相配地进行从附加 Tag 的脉冲到成像脉冲为止的等待时间、 附加 Tag 的脉冲的翻转 角的抑制、 及成像脉冲的翻转角的控制， 使动态摄像的时相与心时相对地对应， 并能够根据 呼吸周期变化的模式对摄像条件进行调度。因此， 可对因呼吸周期偏差而导致的在非造影 MRA 摄像中的动态时相方向的位置偏移进行校正。
而且， 即便在因例如患者的身体状况或精神状态等， 实际的呼吸周期变短时， 也可 根据监控中的呼吸周期的变化对在调度中所决定的附加 Tag 的脉冲的翻转角 α、 TI 进行动 态地再调整。 进而， 当无法用动态的再调整进行对应、 并且磁化未充分地恢复的状态下进行 收集数据时， 可拒绝该数据， 而在后续的某一个呼吸周期中按照相同的编码模式而再次执 行扫描。因此， 即便在患者的呼吸等较紊乱时， 也可实现高精度的非造影 MRA。
此外， 本发明并不是限于上述各实施方式， 在实施阶段中在不脱离其要旨的范围 内， 可对构成要素进行变形并具体化。 而且， 根据上述实施方式中所公开的多个构成要素的 适当组合， 可形成各种发明。 例如， 也可从实施方式所示的全部构成要素中去除若干构成要 素。进一步， 也可适当组合在不同的实施方式中的构成要素。
产业上的利用可能性
根据本发明， 可提供一种磁共振成像装置， 无需患者进行屏息， 通过使动态摄像的 时相与心时相相对地对应， 从而执行高精度的心肌灌注摄像、 非造影 MRA。