磁共振成像装置以及磁共振成像方法 相关申请的交叉引用
本申请基于 2010 年 8 月 23 日提交的在先的美国专利申请 12/861,254 以及 2011 年 7 月 19 日提交的在先的日本专利申请 No.2011-158397 并要求其优先权， 其全部内容通 过引用结合在本申请中。
技术领域
本发明的实施方式涉及磁共振成像装置以及磁共振成像方法。背景技术
以往， 作为磁共振成像之一， 有不使用造影剂摄像被检体内的流体的方法。 现有技术文献 ： 专利文献 1 ： 美国专利申请公开 2009/0261825 号说明书专利文献 2 ： 美国专利第 6801800 号说明书
专利文献 3 ： 日本特开 2003-70766 号公报
专利文献 4 ： 日本特开 2004-329614 号公报
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非专利文献 5 ： Guo， et al.，″ 3D Non-Contrast MRA of Lower Extremities Using Balanced SSFP with Flow-Sensitive Dephasing (FSD)at 3T， ″ page3786， 17th Annual Scientific Meeting and Exhibition of the International Society of Magnetic Resonance in Medicine， Stockholm， Sweden， (May2-5， 2010)
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非 专 利 文 献 7： Miyazaki， et al.， ″ Peripheral MR Angiography ： Separation of Arteries from Veins with Flow-spoiled Gradient Pulses in Electrocardiography-triggered Three-dimensional Half-Fourier Fast Spin-Echo Imaging，″ Radiology， volume227， pages890-896(June2003)
非专利文献 8 ： Wang， et al.，″ Improved Suppression of Plaque-Mimicking Artifacts in Black-Blood Carotid Atherosclerosis imaging Using a Multislice Motion-Sensitized Driven-Equilibrium(MSDE)Turbo Spin-Echo(TSE) Sequence，″ Magnetic Resonance in Medicine， Vol.58， pages973-981(2007)
非专利文献 9： Haacke， et al.， ″ Magnetic Resonance Imaging ： Physical Principles and Sequence Design， ″ New York ： Wiley-Liss， chapter 23， pages 673-675(1999) 发明内容
但是， 根据以往方法， 例如存在产生静脉引起的污染 (contamination) 等， 未必能 够收集到恰当的图像的情况。
实施方式涉及的磁共振成像装置具备收集部与生成部。 上述收集部摄像被检体内 的流体， 收集摄像脉冲 (pulse) 序列 (sequence) 的参数 (parameter) 不同的多个图像。上 述生成部从上述多个图像中的至少一个图像中选择图像内的各位置的像素值， 使用所选择 的各位置的像素值生成混合 (hybrid) 图像。
实现可以收集恰当地描绘出流体的图像的效果。 附图说明 图 1 为通过使用基于在多个图像 ( 例如， 使用不同的摄像参数 ( 摄像脉冲序列的 参数 ) 中取得的暗淡的动脉图像 (DA(Dark Artery) 图像 )) 的混合图像 ( 例如， 混合 DA 图像 )， 收集以及处理磁共振血管摄像 (MRA(Magnetic Resonance Angiography)) 的数据 (data) 的 MRI(Magnetic Resonance Imaging) 系统 (system) 的高度概略性框 (block) 图。
图 2 为利用伴随不为 0 的一次倾斜磁场力矩 (moment)(m1) 的 FSD(Flow-Spoiled Dephasing) 预脉冲 (pre-pulse)， 在连续的 MRI 数据收集脉冲序列中使流动的自旋 (spin) 相位分散的典型的 MRI 数据收集脉冲序列的概略图。
图 3A 为表示将一次倾斜磁场力矩 (m1) 调整到非常低来收集 DA 图像时的 FSD MRA 的结果的图。
图 3B 为表示将一次倾斜磁场力矩 (m1) 调整到非常高来收集 DA 图像时的 FSD MRA 的结果的图。
图 4 为针对不同的一次倾斜磁场力矩值 (m1 值 )， 对根据流动快的动脉、 流动慢的 动脉以及静脉中的血流而产生的标准的 MRI 信号响应进行正规化示出的曲线图。
图 5 为用于通过合成使用不同参数收集的多个 DA 图像来取得混合图像的典型的 合成算法 (algorithm) 的概略图。
图 6 为表示典型的合成算法的详细的图。
图 7 为强调动脉信号的 MRA 图像。
图 8A 为表示混合图像的图。
图 8B 为表示使用中央或中间的一次倾斜磁场力矩值 (m1 值 ) 而取得的图像的图。
图 9A 为表示在对以往 MRA 图像使用混合图像时所示的改善的图。
图 9B 为表示对以往 MRA 图像使用混合图像时所示的改善的图。
图 10 为 将 在 典 型 的 实 施 方 式 中 能 利 用 的 典 型 的 计 算 机 (computer) 程 序 (program) 编码 (code) 构造体与作为操作 (option) 准备的操作者 (operator) 的输入一起 示出的概略性流程图 (flow chart)。
符号说明
10 ： 架台 ； 11 ： 床； 12 ： 静磁场 B0 磁铁 ； 14 ： Gx、 Gy、 Gz 倾斜磁场线圈组 ； 16 ： RF 线圈 组件 ； 18 ： 摄像空间 ； 20 ： 系统构成要素 ； 22 ： MRI 系统控制器 ； 24 ： 显示器 ； 26 ： 键盘 ； 28 ： 打 印机 ； 30 ： MRI 序列控制器 ； 32 ： Gx、 Gy、 Gz 倾斜磁场线圈驱动器 ； 34 ： RF 发送器 ； 36 ： 发送接 收开关 ； 38 ： 程序编码构造体 ； 40 ： RF 接收器 ； 42 ： MRI 数据处理器 ； 44 ： 混合图像重建程序 编码构造体 ； 46 ： MRA 图像存储器 ； 50 ： MRI 系统程序存储装置。 具体实施方式 图 1 所示的 MRI 系统包括架台部 10( 在概略性切面中图示 )、 以及与架台部 10 连 接的多个相关的系统构成要素 20。在遮蔽的室内至少设置架台部 10。图 1 所示的 MRI 系 统实质上包括同轴圆筒状静磁场 B0 磁铁 12、 Gx、 Gy 及 Gz 倾斜磁场线圈组 (set)14、 RF 线 圈 (coil) 组件 (assembly)16。 沿这些构成要素形成的圆筒状排列的水平轴， 有实质上包含 由床 11 支撑的患者 9 的头部的摄像空间 18。
MRI 系统控制器 22 具备与显示器 (display)24、 与键盘 (keyboard)26 以及打印机 (printer)28 连接的输入输出端口。 显示器 24 也可以是还可以进行控制的输入的触摸屏幕 (touch-screen)。
MRI 系统控制器 (controller)22 与除了控制 RF 发送器 (transmitter)34 以及发 送接收开关 (switch)36( 对发送以及接收双方使用同一 RF 线圈时 ) 还控制 Gx、 Gy 及 Gz 倾 斜磁场线圈驱动器 (driver)32 的 MRI 序列控制器 30 连接。MRI 序列控制器 30 为了通过将 具有不同的一次倾斜磁场力矩值 (m1 值 ) 的 FSD(Flow-Spoiled Dephasing) 与已可利用的 其他 ( 例如以往的 )MRI 脉冲序列组合而使用来实现 MRA 数据取得脉冲序列 ( 摄像脉冲序 列、 脉冲序列 )， 包括恰当的程序编码构造体 38。
系统构成要素 20 包括 RF 接收器 (receiver)40。RF 接收器 40 为了生成向显示器 24 输出的图像， 提供向 MRI 数据处理器 42 的输入。MRI 数据处理器 42 以接入混合图像重 建程序编码构造体 44 以及 ( 例如， 用于保存通过典型的实施方式的处理以及混合图像重建 程序编码构造体 44 取得的 MRA 图像数据的 )MRA 图像存储器 46 的方式而构成。
图 1 还示出了从 MRI 系统的多种数据处理构成要素能接入， 且在计算机可读形式 的保存介质内存储 ( 例如， 与非造影剂 MRA 的混合图像的重建或操作者对该图像重建的输 入等有关的 ) 程序编码构造体的 MRI 系统程序存储装置 50 的概要。程序存储装置 50 可分 割， 至少一部分在 ( 存储在公共场所， 并不与 MRI 系统控制器 22 直接连接 ) 系统构成要素
20 的处理计算机之内， 能够与在通常的处理中立即需要存储着的该程序编码构造体的其他 计算机直接连接。
实际上， 图 1 的描绘是对非常高度单纯化的典型的 MRI 系统的图， 以能够实施后述 的典型的实施方式的方式加之改变后的图。 系统构成要素可以划分成 “框 (box)( 各构成要 素 )” 的不同的逻辑集合， 并且， 一般由上升至多个的数字信息处理器 (DSP(Digital Signal Processors))、 微处理器 (microprocessor)、 专用处理电路 ( 高速 A/D 转换、 高速傅立叶 (Fourier) 转换、 排列处理等 ) 组成。这些处理器分别为时钟 (clock) 设定的 “状态机 ( 状 态进行迁移的机器 )” ， 其物理数据处理电路在每一时钟周期内 ( 或规定数量的每一时钟周 期内 ) 从某一物理状态向另一物理状态前进。
处理电路 ( 例如， CPU(Central Processing Unit)、 寄存器 (register)、 缓冲器 (buffer)、 运算装置等 ) 的物理状态在处理进行之中按每一时钟周期逐渐变化， 对应的数 据存储介质 ( 例如， 磁存储介质的比特存储位置 ) 的物理状态在系统工作中从某一状态向 另一状态转移。例如， 在混合 MRA 成像的重建过程 (process) 结束时， 位于在物理存储介质 内的以计算机可读形式可介入的数据值存储位置的排列从前一状态 ( 例如， 全部相同地成 为 “0” 值或 “1” 值 )， 向以便使排列的物理位置的物理状态表示现实的物理现象以及状况 ( 例如， 摄像空间内的患者的动脉 ) 而在最小值与最大值之间变动的新的状态转移。 存储的 数据值的这种排列与在由命令寄存器依次载入 (load) 由 MRI 系统的 1 个以上的 CPU 执行 时按特定顺序排列更换运算状态而在 MRI 系统内使之迁移的计算机控制程序编码的特定 的构造体一样， 表现并构成某一物理构造体。 在 以 下 所 示 的 典 型 的 实 施 方 式 中， 示 出 进 行 数 据 的 收 集 或 MRA(Magnetic Resonance Angiography) 图像的生成以及显示的改善后的方法。
在非造影磁共振血管摄像 (MRA) 法中， 不使用外因性造影剂， 就生成动脉静脉血 管构造的 MR 图像。在以下所示的典型的实施方式中， 以避免静脉引起的污染 ( 例如， 动脉 与静脉重叠致使很难观察图像 )， 生成提高动脉相对于背景的对比度 (contrast) 的非造影 MRA 图像或相反 ( 即， 生成强调静脉的非造影 MRA 图像 ) 为目的。
心跳周期内的各种 Flow-dephasing 倾斜磁场力矩 ( 例如， 一次倾斜磁场力矩 ) 或 时相 ( 例如， 心跳周期 (cycle) 的延迟时间 ( 例如， R 波的峰 (peak) 值到信号收集的延迟 时间 )、 或由其双方收集的图像数据的 N 个集合使用一边使静脉引起的 ( 或其相反的动脉 引起的 ) 污染最小限一边使动脉的 ( 或其相反的静脉的 ) 信号最大化的混合重建算法来合 成。该处理能够在将用户 (user) 的输入抑制为最小限而自动或半自动地进行。基本上不 需要用于取得理想或被优化的参数的校正 (calibration) 摄像。
在 以 往 的 非 造 影 MRA 法 中， 一般基本上取得动脉明亮 ( 信号值高 ) 的图像 (BA(Bright Artery) 图像、 即动静脉明亮的图像 ) 以及动脉暗淡 ( 信号值低 ) 的图像 (DA(Dark Artery) 图像、 即静脉明亮动脉暗淡的图像 ) 这样的两个图像数据。 通过从 BA 图 像数据中 ( 对每一像素 (pixel)) 减去 ( 减影 (subtraction))DA 图像数据， 生成 MRA 图像 I。
I ＝ BA-DA ( 式 1)
最终的减影图像 I 理想化地只包含来自动脉的像素的信号。作为结果取得的减影 图像数据一般用最大亮度投影 (MIP(Maximum Intensity Projection)) 格式 (format) 来
表现， 并使患者的身体三维图像化。
被称为 FSD(Flow-spoiled Dephasin) 的非造影 MRA 法使用具有不为 0 的一次倾 斜磁场力矩 (m1) 的倾斜磁场预脉冲模块 ( 即， 诊断用的 MRI 取得脉冲序列中的最初的部 分， 例如， 参照图 2)， 使流动的自旋相位分散 ( 失相 (dephase)) 从而取得 DA 图像 ( 动脉暗 淡的图像 )。
当将 0( 空集合 ) 的零 (zero) 次倾斜磁场力矩与不为 0 的一次倾斜力矩组合时， 流 动的自旋相位分散， 但不影响静止的 ( 背景的 ) 自旋。一次倾斜磁场力矩的矢量 (vector) 方向 ( 失相脉冲 ( 倾斜磁场预脉冲 ) 的施加方向 ) 能够使用倾斜磁场的通道 (channel)(x、 y、 z) 中的任一个或同时存在的一次倾斜磁场力矩进行操作。这样， 一次倾斜磁场力矩能够 设计为沿矢量方向选择性地分散自旋。相位进行分散的、 流动的自旋的信号在图像数据中 衰减。信号衰减的程度与一次倾斜磁场力矩的强度以及流速不成直线性而成比例 ( 图 4)。 动脉一般比静脉流速大、 受心跳周期产生的动脉的影响较强。 因此， 认为动脉的信号衰减比 静脉大， 认为在心脏的收缩期内该衰减会进一步变大。
FSD 预 脉 冲 模 块 (module) 能 够 附 加 在 以 往 一 直 存 在 的 任 意 MRI 诊 断 的 读 出 (readout) 扫描 (scan) 序列 ( 例如， bSSFP(Balanced Steady-State Free Precession)、 FASE(Fast Asymmetric Spin Echo 又 Fast Advanced Spin Echo) 等 )。一般读出的数据 取得是为了使用充分的分辩率描绘小的血管系统而在薄的切面上被构成的三维数据。FSD 预脉冲模块一般而言是双极 (bipolar) 倾斜磁场与 RF 脉冲 90° -180° -90°的组合。在 DA 图像的摄像中， 一般一次倾斜磁场力矩 (m1) 被设定为被调整的 0 以外的任一数值。在 BA 图像的摄像中， 一般一次倾斜磁场力矩 (m1) 被设定为小的数值或 0。
在此， 举例说明 FSD， 但所公开的方法可同样适用于用于基于减法在非造影中 描绘出流体的 MRI 摄像法。该方法例如包括在此所述的 FBI(Fresh Blood Imaging) 或 不 同 名 称 同 样 的 非 造 影 MRA 法 ( 脑 脊 髓 液 ( 包 括 CSF(Cerebral Spinal Fluid))。 对 FS-FBI(Flow-Spoiled FBI) 进行详细说明， FS-FBI 为对 FBI 进行改良后的技术， 通过使用 回波链 (echo train) 中的失相脉冲 (flow-spoiled dephasing 脉冲 ) 而不是像 FSD 那样 的预脉冲， 例如， 相比静脉的信号而言降低动脉信号的信号值。这些非造影 MRI 法一般具有 使用 ECG(Electrocardiogram) 同步或 PPG(Photo plethysmo graph) 同步这样的共同点， 具有与基于 T1 强调摄像法的以往造影 MRA 法或非造影 MRA 法 ( 例如， TOF(Time Of Flight) 对照地使用 T2 强调摄像方法这一共同点。非造影 T2 强调摄像方法为了缩短摄像时间， 尽管 没有被要求， 但仍然屡次使用 FSE(Fast Spin Echo) 脉冲序列来执行。
图 2 为概略地示出包含 90° -180° -90° RF 预脉冲模块的 FSD 脉冲序列的图。 针对多次 DA 图像的摄像， ( 如图所示 ) 包含一次倾斜磁场力矩 (m1)， 但根据取得的 DA 图像 数据的不同其强度也不相同。针对 BA 图像的摄像， 将一次倾斜磁场力矩 (m1) 设定为 0。
以往， 取得以下两种图像。
·m1 ＝ 0 时， 心脏扩张期的动脉明亮的图像 (BA)
·m1 ≠ 0 时， 心脏收缩期的动脉暗淡的图像 (DA)
接着， 从 BA 图像中对每一像素减去 DA 图像生成最终的 MRA 图像。如上所述， 这与 非造影 MRA 法的 FBI(Fresh Blood Imaging) 同样。
遗憾的是， 在以往的 FSD 中， 一次倾斜磁场力矩预脉冲模块对所有流动的 MR 自旋，产生某种程度的相移。所取得的 MRI 信号的衰减与核自旋的速度不成直线性而成比例 ( 图 4)。信号衰减随着流动加快地增大。当一次倾斜磁场力矩 (m1) 过小时， 特别是在流动慢的 动脉中， 动脉在 DA 图像中不被充分衰减。因此， 需要从最终的 BA-DA 减影图像中减去这些 像素值 ( 例如， 在图 3A 中， 示出了一次倾斜磁场力矩 (m1) 过小的减影图像的最大亮度投 影 (MIP))。同样， 当一次倾斜磁场力矩 (m1) 过大时， 存在在 DA 图像中静脉流动也衰减的 情况 ( 例如， 在图 3B 中， 示出了一次倾斜磁场力矩 (m1) 过大的减影图像中的最大亮度投影 (MIP))。静脉的衰减产生最终的 BA-DA 减影图像中的静脉像素位置上的污染 ( 参照图 3A 以及图 3B 中的箭头 )。用图 3A 中的箭头表示弱的动脉信号， 用图 3B 中的箭头表示静脉的 污染。该问题特别是在患者的末梢血管中， 通常在处于静脉与动脉直接邻接的位置时成为 混乱的原因。
因此， 在以往的 FSD 中， 一般 (a) 为了防止一次倾斜磁场力矩 (m1) 过小而动脉信 号消失， (b) 为了防止一次倾斜磁场力矩 (m1) 过大而静脉引起的污染进入所产生的问题， 需要针对最适合的倾斜磁场预脉冲模块的一次倾斜磁场力矩 (m1) 进行校正。该校正的步 骤可以通过选择 2D 切面在每次检查中对一部分摄像空间推定理想化的一次倾斜磁场力矩 (m1)。取而代之， 也可以基于在其他研究中针对代表性的集团 (cohort、 统计上的群 ) 实施 FSD 检查， 求出的集团的平均， 推定理想化的一次倾斜磁场力矩 (m1)。这种校正作业会产生 多余的麻烦， 浪费不必要的时间。可使错误产生的原因也增加。
最重要的是可能造成通过使用单一的一次倾斜磁场力矩 (m1) 值， 对一部分摄像 对象描绘出并非最适合的血管构造的结果。 在每次检查时进行理想化的一次倾斜磁场力矩 (m1) 值的校正时， 一般以 2D 切面内的限定的一部分血管为基础进行推定。 该 1 张 2D 切面中 只包含 3D 摄像对象整体的极少的一部分。流速以及脉动即使在摄像对象内也因血管的不 同而差异较大， 因此在使用基于该 2D 切面的方法推定的理想化的一次倾斜磁场力矩 (m1) 中存在对脉管构造的大部分产生不是最适合结果的情况。 若根据集团的平均来推定理想的 一次倾斜磁场力矩 (m1)， 则只有脉管构造中无法取得最适合结果的部分不产生， 对于各检 查对象的每一个也都无法取得恰当的结果。
但是， 在此， 通过按照以下所述的步骤使用混合图像， 能够实现取得 (a) 增强动脉 信号、 (b) 静脉引起的污染减少的最终的减影图像 I 的实用性 FSD。或者， 也存在混合图像 本身作为 ( 强调动脉或静脉 )MRA 的输出图像是很充分的情况， 因此也存在不需要最终的减 影图像的情况。
例如， 取得多个 (N 个 ) 数据集 (N ≥ 2)。通常， 在通过几种形式执行 FSD 时， 取得 不同的一次倾斜磁场力矩 (m1) 值中的 DA 图像的多个集合。在例子 ( 图 4) 中， 取得 N ＝ 3 个图像集 ( 基准、 中间、 最大 )。基准图像中， m1 ＝ 0( 心脏扩张期 )、 中间图像 m1 ＝中间值 ( 心脏收缩期 )、 最大图像 m1 ＝最大值 ( 心脏收缩期 )。图 4 将静脉、 流动慢的动脉以及流 动快的动脉的血液中的磁共振血球核产生的 MRI 信号作为 m1 的函数来绘图。( 在 m1 轴上 用 × 符号表示的位置上 ) 取得基准、 中间以及最大这 3 个图像数据集。在信号曲线上用圆 圈符号 ( ○ ) 表示针对各血管的类型 (type) 所选择的这些 m1 值中的信号。
在此所示的方法使用混合重建算法， 一边使静脉信号最小化一边使动脉信号最大 化 ( 或相反 )。例如， 不同的 N 个 (N ≥ 2) 图像集， 能够通过使用不同的 Flow-dephasing 力 矩 (m1)( 例如， 一次倾斜磁场力矩 ) 或使用不同的心跳周期内的时相 ( 例如， 心跳周期内的延迟时间 ( 例如， R 波峰值到信号收集的延迟时间 ) 或使用其双方作为摄像脉冲序列的参 数来取得。 例如， 能够通过在收缩期的同一延迟时间内， 使用不同的一次倾斜磁场力矩 (m1) 值或使用不同的矢量方向 ( 失相脉冲 ( 倾斜磁场预脉冲 ) 的施加方向 ) 或使用其双方来取 得的。并且， 能够通过在不同的延迟时间内， 使用同一倾斜磁场力矩 (m1) 来取的， 或者， 也 可以采用不同的一次倾斜磁场力矩 (m1) 值、 矢量方向、 以及延迟时间的组合。这些图像通 过根据与各输入数据集对应的已知的 m1 或心跳周期或其双方对各要素的相对信号进行演 绎性推定， 从而被输入至使动脉、 静脉以及背景的像素互相分离的算法中。 将各输入数据集 的像素数据 ( 例如， 使用选择性像素位置置换算法 ) 合成， 生成混合图像集。该混合合成算 法使用固定值或基于用户的选择输入调整的参数进行操作。在减法过程中 ( 例如， FSD) 使 用混合图像集， 能够生成优化动脉信号并将静脉信号抑制到最小的最终的 MRA 图像。或者， 能够将上述混合图像本身作为 MRA 的输出图像来使用。
能够在合成算法的输入中使用各图像集的像素数据生成混合图像集 X 的 ( 图 5) 代替单纯的减影 ( 式 1)。 在该合成算法中， 互相比较至少两个像素数据集， 对所给出的图像 数据集的各像素 ( 像素 ) 是否是从动脉部分、 静脉部分或背景中产生的进行高度推测。输 出的典型的混合图像数据集 X， 能够使用从多个 (N 个 ) 不同的图像数据集之一中选择性地 取得的 ( 混合图像数据集内的 ) 各 X(x， y， z) 位置的像素值 ( 像素值 ) 来生成。然后， 在通 常的减法算式中使用该混合图像集 X， 生成改善后的最终的 MRA 图像 I、 或者恰当地设计混 合化算法时， 能够将混合图像数据集本身作为改善后的最终的 MRA 图像 I 来使用。 例如， 如下可以在一次倾斜磁场力矩 (m1) 值中取得 N 个图像数据集 (N ≥ 2)。
·基准 ： m1 ＝ 0
·中间 ： m1 ＝中间值
·最大 ： m1 ＝高值
其次， 对于与作为结果而取得的 0 以外的一次倾斜磁场力矩 (m1) 值对应的 N-1 个 ( 即， 该例中为两个 ) 的数据集， 使用取得的像素值的差， 推定所取得的特定的图像的某一 像素是动脉的还是静脉的， 并 ( 例如通过选择性像素值置换算法 ) 合成为混合图像数据集 X。接着， 可以通过将混合图像数据集 X 作为 DA 图像数据集来使用从而计算最终的图像 I。
I( 最终 ) ＝ BA( 动脉明亮 )-X(DA 混合 )( 式 2)
图 5 为示出了能够生成非造影 MRA 图像的减法用混合图像数据集 X 的一般性的合 成算法。图 6 示出了生成混合图像数据集 X 的合成算法的更具体的例子。使用所示的判定 算法对所有数据集 ( 基准、 中间、 最大 ) 评价规定位置 (x， y， z) 的像素数据， 填充混合图像 数据集 X 内的 X(x， y， z) 的值。
在合成过程中可有多个不同的方式。在采用 N ＝ 3 个图像集的该例子中， 图6的 过程比较充分。为了判断像素是动脉的还是静脉的而使用阈值参数 (ε)。在中间的 m1 值 的像素数据比基准值大幅地小时判断为动脉的像素数据 ( 参照图 4)， 因此算法用 (x， y， z) 中的最大 m1 值的图像数据集的数据来填充 X(x， y， z)， 并使该位置 (x， y， z) 中的信号最大 化。在中间的 m1 的像素数据近似于基准值时， 判断为背景或静脉的像素数据， 因此算法用 (x， y， z) 中的中间 m1 值的像素数据集的数据来填充 X(x， y， z)， 并防止静脉引起的污染。 阈值 ε 的选择可以自由地调整或针对各解剖学组织选择基于以前的测量的固定值。并且， ( 例如， 在后处理中 ) 用户也能够交互 (interactive) 地调整阈值 ε。在任何一种方法中，
阈值 ε 的选择只影响重建后的输出。由于不影响输入数据， 因此无需在数据的取得之前确 定关于阈值 ε 的最终判断。这样生成混合图像 X。在混合图像 X 的生成中， 可以采用许多 不同的混合化算法 / 过程。存在如果明智地进行像素的填充 / 置换， 则可以将混合图像 X 本身作为 MRA 的输出图像充分使用的情况。
图 10 示出了用于实现典型的实施方式的典型的计算机程序编码构造体的概略性 流程图。在此， 使用 100 中开始混合 MRA 例程， 并使用 102 从存储装置中适宜地调用存储的 数据取得参数 ( 摄像脉冲序列参数、 例如， m1 值 )。也有在该时刻进行其他所需的初始化过 程的情况。
在进行判定的 104 中， ( 例如， 通过控制显示器的画面 / 键盘、 或触摸屏等 ) 示出了 用于根据需要变更操作者预先存储的摄像参数的选择项。 在已进行选择时， 接着， 在操作者 的用户界面 (interface)106 上， 能够进行取得的图像的数量、 m1 参数的低、 高水平 (level) 的值、 阈值参数的特定值等参数的决定 / 变更。在没有进行选择时， 在步骤 (step)108 中使 用存储完成的摄像参数， 并使用不同的 m1 值取得 N 个 MRI 数据集。特别是在该典型的实施 方式中， ( 例如， 使用各个 MRI 参数或心跳周期的参数或其两者 ) 取得至少一个 BA 图像以 及多个 DA 图像。 在此后的步骤 110 中， ( 例如， 按照需要的任意算法 ) 生成混合图像数据集 X， 在步 骤 112 中生成减影 MRA 图像。在步骤 114 中， 将该图像 ( 立刻或稍后从 MRI 系统控制台或 根据需要从远程 ) 输出至存储装置或显示器 ( 或其双方 )， 然后， 通过在返回 (return) 步骤 116 中适宜地返回至其他程序编码构造体从而结束混合 MRA 例程。
该混合化方法的基本优点是即使在流动慢的动脉中， 也能够提供使静脉引起的 污染最小限地清晰描绘出动脉的 MRA 图像数据 ( 图 7、 8A 以及 8B)。动脉信号能够强调 80-100％ ( 图 9A)。静脉引起的污染几乎能够减少到 0( 图 9B)。
作为混合化方法的其他优点， 消除在 FSD 过程中进行一次倾斜磁场力矩 (m1) 的正 确校正的负担。在以往的 FSD 方法中， 为了取得动脉信号的最大化与静脉引起的污染的最 小化之间的均衡， 需要慎重选择 DA 摄像的 m1 值。在新的混合化方法中， 能够固定 m1 的最 大值。与中间范围的数据集有关的 m1 的选择变得单纯。在一部分的流动中为了产生相移 必须充分增大 m1， 但为了很强地使静脉衰减， 而不能过强。m1 的选择变得简单因此不需要 校正步骤， 从而提高了 FSD 成像的稳健性。
图 8A 是示出了使用作为例子示出的混合化方法生成的减影图像的 MIP。 动脉信号 相比只使用图 8B 所示的 m1 ＝中间的数据而生成的 MIP 图像， 在末梢动脉中变强。图 9A 示 出了混合图像 ( 图 8A) 相对于以往型的中间图像 ( 图 8B) 的改善。在此， 白色部分表示看 见目的信号强度的改善。图 9B 示出了在混合图像 ( 图 8A) 中如何改善了以往型的最大图 像 ( 图 3B)。在此， 黑色像素表示期望从最终图像中删除的信号。图 9A 与图 9B 中， 灰色均 表示中立 ( 即， 来自以往的 FSD 的无变化 )。
如上所述， 合成算法算式有多个形态。例如， 可以互相比较各数据集的各个像素。 在使用了 N ＝ 3 的上述例子中， 可以针对 3 个不同的阈值参数进行基准与中间、 中间与最 大、 以及基准与最大之间的比较。在其他例子中， 可以通过适用函数 ( 例如， 通过在预备的 函数中代入数值 ( 适用 ) 输出判断结果的方法 ) 置换算术性比较。信号与 m1 之间的关系 由于能够通过正弦曲线或同样的数学函数分析性地记述， 因此可以在将来自各集合的像素
数据适用为分析函数。与算数性比较同样地， 能够可以使用作为结果取得的适用参数 ( 例 如， 作为通过在函数中代入数值取得的结果的数值 ) 进行像素位置的特性 ( 动脉、 静脉或背 景 ) 的判断。
合成算法也可以设计为输出最终的 MRA 图像集 I( 例如， 跳过 (skip)BA-X ＝ I 的 典型的分离减法步骤 )。此时， 来自取得的多个图像的像素值的选择， 在混合图像本身中只 识别并包含作为目的的 ( 动脉或静脉的 ) 像素值。
另外， 在此记述的过程可以应用以减法为基本方式的任意 MRA 法。并不限定于 FSD， 也可以与 FS-FBI 等其他方法组合应用。在 FS-FBI 中， flow dephasing 效果， 内在于 基于数据收集所使用的 FSE(Fast Spin Echo) 的脉冲序列的 RF 回波系列内而不是像 FSD 那样的被分离的预脉冲模块的部分内。 调整后的读出、 相位编码 (encode)、 切片 (slice) 选 择的倾斜磁场接续回波系列的各 RF 回波。提供效果的 m1 flow-dephasing 矢量的大小以 及方向能够控制。这样， 不同的 FS-FBI 数据集能够通过使用不同的倾斜磁场力矩 (m1) 或 使用不同的心跳周期的相位延迟或用其双方来收集。不同的数据集能够通过不同的 m1 值、 不同的 m1 方向、 不同的触发延迟 ( 延迟时间 ) 或其组合来收集。与上述 FSD 的例子同样， N 个 FS-FBI 数据集能够为了生成混合图像 X 而被合成。或者， 接着， 能够使用于用于生成优 化了动脉的图像 I 或优化了静脉的图像 I 的减法中。 另外， 作为在实施方式中应用的被检体内流动的流体， 并不限定于血液， 也可以同 样适用于 CSF( 脑脊髓液 )、 淋巴 (lymph) 液、 胆汁 (bile)、 胰液 (pancreatic juice) 等。 一般， 在此处表现的过程能够辅助从其他移动的流体或背景中分离来自某流体的信号。并 不依赖于 MR 的流体的缓和特性 ( 例如， T1、 T2、 T2 ＊ ( 星形 (strar)) 而是只依赖于其流动的 特性。假设分离的流体在与流速、 流动方向、 心跳或呼吸之间的关系中， 具有与在流体附近 可能混同不同的特性， 则一次倾斜磁场力矩 m1 以及触发延迟 ( 延迟时间 ) 的组合可以被设 计为灵活运用这些特性的差异。 这些数据集为了优化关心对象的流体的描绘而应用混合技 术。
如上所述， 能够使用在此记述的过程， 生成静脉造影用优化静脉的 MRA 图像。即， 通过对合成算法或减法过程或其双方加入改变， 能够使动脉信号最小化， 使静脉信号最大 化。并且， 在其他例子中， CSF( 脑脊髓液 ) 具有流速比动脉或静脉慢这样的特性。因此， 该 流体的特性能够灵活地用于区分血液那样的流速快的流体与 CSF。
在以往的 FSD 中， 只需要取得 N ＝ 2 个图像集。因此， 在以往的方法中可以节省与 (N-2)/2 成比例的量的时间。例如， 在使用上述新的混合方法的 N ＝ 3 的检查中， 花费比以 往的 FSD 长 50％的时间。因此， 在新的方法中， 能够节省花费时间的校正扫描以及校正数 据的处理。 校正数据的取得与处理花费的时间能够合理地推定为与一个数据集的取得花费 的时间 ( 一般两分钟 ) 相同的程度。因此， 在 N ＝ 3 个检查或混合化中， 所需时间与以往的 FSD 试验大致同程度。
如上所述， 与实施方式相关的磁共振成像装置 ( 例如， MRI 系统 ) 具备收集部与生 成部。收集部摄像被检体内的流体， 收集摄像脉冲序列参数不同的多个图像。在此， 所谓 “流体” 是指例如血液、 脑脊髓液 (CSF)、 淋巴 (lymph) 液、 胆汁 (bile)、 胰液 (pancreatic juice) 等。另外， 所谓 “摄像脉冲序列” 是指例如 FSD 或 FS-FBI 等脉冲序列。另外所谓 “摄 像脉冲序列的参数” 是指例如使流体的自旋失相的失相脉冲 ( 例如， 附加于读出倾斜磁场脉
冲 ) 的倾斜磁场力矩的值、 失相脉冲的施加方向、 心跳周期内的延迟时间 ( 例如， R 波的峰 值到信号收集的延迟时间 )、 或其组合等。 如果绘出对象的流体例如在与流速、 流动方向、 心 跳或呼吸之间的关系中， 具有与在流体附近可能混同不同的特性， 则这些参数设计为灵活 运用这些特性的差异即可。例如， 收集部在 FSD 或 FS-FBI 等的脉冲序列中， 进行这些参数 互不相同的收集， 并收集多个图像。 另外， 生成部从多个图像中的至少一个图像中选择图像 内的各位置的像素值， 并使用选择的各位置中的像素值生成混合图像。
另外， 与实施方式相关的收集部例如在被检体的心脏收缩期内收集参数不同的多 个图像， 生成部从心脏收缩期内收集的多个图像中的至少一个图像中选择各位置的像素值 从而生成混合图像。
另外， 与实施方式相关的生成部例如在与被检体的静脉对应的位置上选择高像素 值， 在与被检体的动脉对应的位置上选择低像素值。 或者， 与实施方式相关的生成部例如在 与被检体的动脉对应的位置上选择高像素值， 在与被检体的静脉对应的位置上选择低像素 值。
另外， 与实施方式相关的磁共振成像装置例如还具备根据混合图像生成减影图像 的减影图像生成部。 此时， 收集部例如在被检体的心脏扩张期内收集至少一个图像， 且在被 检体的心脏收缩期内收集多个图像。 生成部例如从在心脏收缩期内收集的多个图像中的至 少一个图像中选择各位置的像素值生成混合图像， 减影图像生成部通过求解在被检体的心 脏扩张期内收集的图像与混合图像之间的差分， 从而生成减影图像。 但是， 实施方式并不限 定于此， 如上所述， 根据例如生成混合图像的合成算法的设计， 例如， 也可以在混合图像中 只包含绘出对象的流体的像素值。 并且， 例如， 也可以在混合图像中只包含绘出对象的流体 以及背景的像素值。
另外， 与实施方式相关的收集部收集一次倾斜磁场力矩不同的多个图像。 例如， 收 集部根据第 1 值的一次倾斜磁场力矩在心脏扩张期内收集图像， 根据第 2 值以及第 3 值的 一次倾斜磁场力矩在心脏收缩期内收集多个图像。在此， 如使用图 4 所说明的那样， 在将第 1 值的被检体的静脉内流动的血液产生的信号值、 以及第 1 值的被检体的动脉内流动的血 液产生的信号值作为各基准值时， 例如， 第 3 值是静脉内流动的血液产生的信号以及动脉 内流动的血液产生的信号的双方从各基准值衰减的值。并且， 例如， 第 2 值为第 1 值与第 3 值之间的中间值， 静脉内流动的血液产生的信号的从基准值的衰减振幅比动脉内流动的血 液产生的信号的从基准值的衰减幅度小。
另外， 与实施方式相关的生成部例如在图像内的每一位置上， 将根据第 1 值收集 的图像的像素值与根据第 2 值收集的图像的像素值之间的差分与阈值进行比较， 该差分小 于阈值时， 选择根据第 2 值收集的图像的像素值作为该位置的像素值， 在该差分比阈值大 时， 选择根据第 3 值收集的图像的像素值作为该位置的像素值从而生成混合图像。
根据上述至少一个实施方式的磁共振成像装置以及磁共振成像方法， 能够收集恰 当地描绘出流体的图像。
针对本发明的几个实施方式进行了说明， 但这些实施方式是作为例子而示出的， 并不意图限制发明的范围。这些实施方式可以通过其他方式来实施， 在不脱离发明的要旨 的范围内， 可以进行各种省略、 置换、 变更。这些实施方式或其变形与包含在发明范围或要 旨内一样， 被包含在权利要求范围内所述的发明和其等同的范围内。