專利名稱：磁共振成像裝置及磁共振成像方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明的實施方式涉及磁共振成像裝置及磁共振成像方法。
背景技術(shù)：
目前，在利用磁共振成像裝置(以下，MRI (Magnetic Resonance Imaging)系統(tǒng)) 的攝影法之一中，存在不使用造影劑對在被檢體內(nèi)移動的流體進(jìn)行攝影的方法?，F(xiàn)有技術(shù)文獻(xiàn)專利文獻(xiàn)1 日本特開2008-23317號公報專利文獻(xiàn)2 美國專利申請公開第2008/0009705號說明書非專利文獻(xiàn) 1 :Miyazaki, et al. ,"Non-contrast-enhanced MR angiography using 3D ECG-synchronized half-Fourier fast spin echo," JMRI 12 :776-783(2000)__ 專禾Il 文獻(xiàn) 2 :Suga, et al.，Lung perfusion impairments in pulmonary embolic and airway obstruction with non contrast MR imaging,"J Appl Physiol 92 2439-2451(2002)3 :Takahashi, et al. , "Non-contrast-enhanced renal MRA using time-spatial labeling pulse(t-SLIP)with 3D balanced SSFP,，，presented an the ISMRM 15th Annual Meeting, Berlin, Germany, page 179(2007)非專禾丨J文獻(xiàn)4 :Yamamoto,et al. ,"Non-contrast-enhanced MRDSM of peripheral arteries using continuous acquisitions of ECG—triggered 2D half-Fourier FSE within a cardiac cycle,，，12th Annual Meeting, Toronto, Canada,page 1709 (2003)非專禾丨J 文獻(xiàn) 5 Kanazawa et al. ,"Time-spatial labeling inversion tag(t-SLIT)using a selective IR-tag on/off pulse in 2D and 3D half-Fourier FSE as arterial spin labeling,，，presented at the ISMRMlOth Annual Meeting, Hawaii, page 140(2002)非專禾Ij 文獻(xiàn) 6 =Furudate, et al. ,"FBI-Navi for Easy Determination of Diastolic and Systolic Triggering Phase in NON-Contrast Fresh Blood Imaging (FBI)，，，ISMRM 16th Annual Meeting, Toronto, Canada, page 2902(2008)

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明要解決的課題在于求出流體的流速。實施方式的磁共振成像裝置具備收集部、確定部、取得部以及計算部。上述收集部收集多個作為在被檢體內(nèi)移動的流體的圖像的流體圖像。上述確定部使用作為上述多個流體圖像中之一的基準(zhǔn)圖像與各流體圖像的差分圖像，來確定上述流體的移動距離。上述取得部根據(jù)上述多個流體圖像的收集中所使用的脈沖序列信息取得與上述移動距離對應(yīng)的經(jīng)過時間。上述計算部將上述移動距離除以上述經(jīng)過時間，從而計算上述流體的流速。


圖1是實施方式的MRI系統(tǒng)的概略框圖。圖2是表示對于實施方式中的心收縮期及心擴(kuò)張期的連續(xù)的心電同步MR切片攝影序列的定時的圖。圖3是以連續(xù)的心臟門控時間增量來表示根據(jù)如圖2所示地“暗的(信號的亮度低的)”心收縮期圖像與“亮的(信號的亮度高的)”心擴(kuò)張期圖像之間的差分而得到的連續(xù)的差分圖像的概略圖。圖4是與圖3的概略圖類似的概略圖，根據(jù)實施方式，包含說明能夠計算標(biāo)準(zhǔn)或平均的血流速度的方法的注釋。圖5是表示與圖3 圖4不同的圖像的類似的概略圖，根據(jù)實施方式，包含說明能夠在各連續(xù)的區(qū)間計算特定的速度的方法的注釋。圖6與圖5相類似，具體表示在實施方式的一連串不同的圖像的整體中，能夠計算全部標(biāo)準(zhǔn)或平均的速度的方法。圖 7 表示基于使用 Time-SLIP(Time-Spatial Labeling Inversion Pulse 時間空間標(biāo)記反轉(zhuǎn)脈沖)攝影法(流出及添加標(biāo)記/不添加標(biāo)記的減法)的其他實施方式的速度測定的概略。圖8是與能夠在實施方式中利用的計算機(jī)程序代碼構(gòu)造的一個例子相關(guān)的概略流程圖。圖9是操作者定義對于兩個連續(xù)的攝影時間之間的沿著蛇行狀的路徑的血流的連續(xù)的路徑位置點時，能夠利用的操作者的畫面的概略圖。圖10是被考慮為對于實施方式中的時間及切片位置雙方或一方的特定的速度及平均速度的雙方或一方的輸出顯示圖表的概略圖。
具體實施例方式圖1所示的MRI (Magnetic Resonance Imaging)系統(tǒng)100包括臺架部10 (在斷面圖中示出)、相互連接的各種相關(guān)聯(lián)的系統(tǒng)構(gòu)成要素20。至少臺架部10通常被設(shè)置在屏蔽室內(nèi)。圖1所示的1個MRI系統(tǒng)100包含靜磁場Btl磁鐵12、Gx, Gy及( 傾斜磁場線圈組 14, RF (Radio Frequency 射頻)線圈總成16的實質(zhì)上同軸圓筒狀的配置。沿著配置成該圓筒狀的要素的水平軸線，存在以包圍由被檢體臺11支承的被檢體9的頭部的方式示出的攝影體18。MRI系統(tǒng)控制部22具備與顯示部對、鍵盤/鼠標(biāo)沈、及打印機(jī)28相連接的輸入/ 輸出端口。不用說，顯示部M也可以是如還具備控制輸入那樣的具有多樣性的觸摸屏。MRI系統(tǒng)控制部22與MRI序列控制部30接口連接。MRI序列控制部30依次控制 Gx>Gy,Gz傾斜磁場線圈驅(qū)動器32和RF發(fā)送部34及發(fā)送/接收開關(guān)36 (在同一 RF線圈被用于發(fā)送及接收雙方時)。MRI序列控制部30包含已經(jīng)能夠適于在MRI序列控制部30中執(zhí)行MRI數(shù)據(jù)取得序列(包含血液等流動的流體(flowing fluid)的攝影)的程序代碼構(gòu)造 38。心臟信號取得裝置8(被適當(dāng)?shù)匕惭b在被檢體9的身體上的、ECGklectrocardiogram 心電圖)或末梢血管傳感器(單個或多個))可以輸出作為MRI序列控制部30的觸發(fā)信號的心電門控信號13。
MRI系統(tǒng)100包含對MRI數(shù)據(jù)處理部42提供輸入的RF接收部40，以能夠制作對顯示部M輸出的、被處理后的圖像數(shù)據(jù)。另外，也可以以能夠訪問圖像重建程序代碼構(gòu)造 44及MR圖像存儲部46的方式來構(gòu)成MRI數(shù)據(jù)處理部42 (例如，為了存儲通過按照實施方式及圖像重建程序代碼構(gòu)造44的處理而得到的MRI數(shù)據(jù))。另外，圖1表示將MRI系統(tǒng)程序/數(shù)據(jù)存儲部50進(jìn)行一般化了的描述。被存儲在 MRI系統(tǒng)程序/數(shù)據(jù)存儲部50中的程序代碼構(gòu)造(例如，用于圖像重建、用于測定流速、距離/時間、以及用于操作者輸入等的)被存儲在能夠訪問MRI系統(tǒng)100的各種數(shù)據(jù)處理構(gòu)成要素的計算機(jī)可讀取的存儲介質(zhì)中。對于本領(lǐng)域的技術(shù)人員來說不言而喻，MRI系統(tǒng)程序/數(shù)據(jù)存儲部50也可以對于正常運(yùn)轉(zhuǎn)時那樣存儲的程序代碼構(gòu)造，分割成具有最近的必要性的MRI系統(tǒng)100的處理計算機(jī)中的各種計算機(jī)，且至少將一部分直接連結(jié)(即，在MRI 系統(tǒng)控制部22中代替普通存儲、或直接連結(jié))。實際上，對于本領(lǐng)域的技術(shù)人員來說不言而喻，圖1的描述是以能夠執(zhí)行本說明書中后述的實施方式而增加了若干變更的高度簡化了一般的MRI系統(tǒng)100的圖。系統(tǒng)構(gòu)成要素能夠分割成各種邏輯收集的“方框”，通常，包含多個數(shù)字信號處理裝置(DSP(Digital Signal Processors))、超小型運(yùn)算處理裝置、面向特殊用途的處理電路(例如，高速A/D轉(zhuǎn)換、高速傅里葉變換、陣列處理用等)。通常，如果這些處理裝置分別產(chǎn)生各時鐘周期(或規(guī)定數(shù)的時鐘周期)，則為物理數(shù)據(jù)處理電路從某個物理狀態(tài)進(jìn)入其他的物理狀態(tài)的時鐘動作型的“狀態(tài)機(jī)器”。在動作中，不但處理電路(例如，CPU(Central Processing Unit:中央處理單元)、寄存器、緩沖器、計算單元等)的物理狀態(tài)漸進(jìn)地從某個時鐘周期向其他時鐘周期變化，被連結(jié)的數(shù)據(jù)存儲介質(zhì)(例如，磁性存儲介質(zhì)的位存儲部)的物理狀態(tài)也在那樣的系統(tǒng)動作中從某個狀態(tài)向其他狀態(tài)變化。例如，MRI重建程序結(jié)束時，物理性的存儲介質(zhì)的計算機(jī)可讀的可訪問的數(shù)據(jù)值存儲位置的陣列從幾個事前的狀態(tài)(例如，全部一律為“0”值或全部為“1”值)變?yōu)樾碌臓顟B(tài)。在該新的狀態(tài)下，那樣的陣列的物理位置的物理狀態(tài)在最小值與最大值之間變動，表現(xiàn)現(xiàn)實世界的物理的事物現(xiàn)象及狀況(例如，在攝影體空間內(nèi)的被檢體的動脈內(nèi)流動的血液)。對于本領(lǐng)域的技術(shù)人員來說不言而喻，如所存儲的數(shù)據(jù)值那樣的陣列表示且構(gòu)成物理性構(gòu)造。也就是說，在依次被讀入命令寄存器中并由MRI系統(tǒng) 100的一個以上的CPU執(zhí)行時，產(chǎn)生動作狀態(tài)的特定序列，構(gòu)成在MRI系統(tǒng)100內(nèi)轉(zhuǎn)移的計算機(jī)控制程序代碼的特定構(gòu)造。下述實施方式提供一種方法，該方法是包含流動的流體的速度(以下，適當(dāng)?shù)胤Q為“流速”)的、用于進(jìn)行數(shù)據(jù)取得處理與MR圖像的生成及顯示這雙方或一方的改良后的方法。在與心收縮期及心擴(kuò)張期的定時同步地收集的圖像間存在MR信號強(qiáng)度的變化。 該MR信號強(qiáng)度的變化能夠用于通過執(zhí)行從信號值高的心擴(kuò)張期的圖像減去信號值低的心收縮期的圖像、以及從信號值低的心收縮期的圖像減去信號值高的心擴(kuò)張期的圖像中的雙方或一方，而通過非造影得到被時間分解后的流體(例如，血液)的流動。這有時也被稱為時間分解非造影MRA(磁共振血管造影法(Magnetic Resonance Angiography))。另外，作為用于流體的流動的其他非造影攝影技術(shù)，還有有時被稱為ASL(Arterial Spin Labeling 動脈自方寵標(biāo)記)的 Time-SLIP(Time-Spatial Labeling Inversion Pulse)。
在這些非造影攝影技術(shù)中，用于易于進(jìn)行流體的流速測定的操作者接口是所期望的。根據(jù)以下所示的實施方式，非造影的流體圖像中的流體的流速測定至少能夠以兩種方法來實現(xiàn)。第1是使用心擴(kuò)張期與心收縮期的減法圖像的方法。MRI系統(tǒng)100能夠使用心擴(kuò)張期與心收縮期的減法圖像來確定流體的移動距離。例如，當(dāng)動脈路徑比較線性時， 能夠?qū)拈_始點到最終點的路徑考慮為簡單的線。或者，即使動脈路徑為蛇行狀，也可以通過連接沿著路徑有效地設(shè)置的點來確定從開始點到最終點的路徑。可以說自動追蹤沿著任意形成的路徑而流動中的流體所移動的距離也是有效的?？傊?，流動中的流體在連續(xù)的攝影時間之間通過的距離能夠用于計算連續(xù)的攝影時間之間的特定的速度，及一連串那樣的攝影時間中的標(biāo)準(zhǔn)或平均的速度。第2是使用非造影Time-SLIP攝影技術(shù)的方法。在使用非造影Time-SLIP攝影技術(shù)時，根據(jù)對于k空間的相位編碼的排列是中央填充還是序列填充，可以包含F(xiàn)ASE(Fast Asymmetric Spin Echo 快速非對稱自旋回波)或 bSSFP O^alanced Steady State Free Precession:平衡穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動)等一些不同的攝影序列。當(dāng)然，在流速的計算中，分子還是產(chǎn)生信號并移動的物質(zhì)(例如，血液)所移動的距離。在流速的計算中，在使用FASE攝影法的Time-SLIP的情況下，作為分母所使用的時間增量是BBTI (Black-Blood Time to diversion:黑血反轉(zhuǎn)時間)時間加上有效回波時間(TEeff)。另外，在中央填充中使用了 bSSFP的Time-SLIP的情況下，為BBTI。另外，在序列填充中使用了 bSSFP的Time-SLIP的情況下，為BBTI時間加上1/2ETL(回波串長度)(相當(dāng)于相位編碼數(shù)的一半的時間)。能夠?qū)υ诓煌腅CG (Electrocardiogrom)(心電圖門控)信號點(例如，從心收縮期到心擴(kuò)張期)間生成流量位移的、或者使用FBI (Fresh Blood Imaging 新鮮血流成像)-Navi信號差曲線的MR信號進(jìn)行速度測定。能夠測量流動的MR信號位移或移動后的 MR信號的速度測定。如上所述，(依存于k空間排列，大致加上TEeff及ETL/2的雙方或一方)在BBTI 時間的期間，使用Time-SLIP攝影技術(shù)來生成流量的MR信號的位移也能夠用于平均速度的計算。在一實施方式中，為了選擇性地計算沿著移動距離的流速(例如，通過按下鼠標(biāo)按鈕)，能夠使用簡單的⑶I (Graphical User hterface 圖形用戶接口)。移動距離能夠通過用戶(例如，通過劃定沿著路徑有效設(shè)置的點)、或通過系統(tǒng)提供的自動追蹤功能來描繪出輪廓?？傊?，接著，將移動距離(例如，在ECG延遲攝影技術(shù)及Time-SLIP攝影技術(shù)的雙方或一方中相減后的圖像間的)除以與其相關(guān)聯(lián)的時間間隔。GUI能夠使用在平均速度及特定速度雙方或一方的流量移動的測定中。在非造影技術(shù)中，速度測定至少能夠以兩種方法來進(jìn)行測定。在第1方法中，能夠使用心擴(kuò)張期-心收縮期減法攝影技術(shù)，沿著MR信號位移(根據(jù)最近的點或較長連結(jié)的線)的距離畫出位移線。MRI顯示系統(tǒng)自動將其作為距離而進(jìn)行記錄，然后，通過點擊適當(dāng)?shù)陌粹o(或者，例如用于速度選擇的正確的鼠標(biāo)點擊)，實現(xiàn)將該距離除以適當(dāng)?shù)膶?yīng)的時間差(例如，所相減的心收縮期及心擴(kuò)張期的圖像的有效經(jīng)過時間之間的時間差)的計算。在第2方法(例如， ASL(arterial spin labeling))中，關(guān)于 MRI 信號，在除以對于使用了 FASE 的 Time-SLIP 的(BBTI+TEeff)、及對于在中央填充中使用了 bSSFP的Time-SLIP的(BBTI)、及對于在序列填充中使用bSSFP的Time-SLIP的(BBTI+ETL/2)的距離內(nèi)，生成從最初的信號移動到最后的信號的流量。然后，如果重新說明上述的實施方式的MRI系統(tǒng)100，則實施方式的MRI系統(tǒng)100 具備收集部、確定部、取得部以及計算部。收集部收集多個作為在被檢體內(nèi)移動的流體的圖像的流體圖像。確定部使用作為多個流體圖像中之一的基準(zhǔn)圖像與各流體圖像的差分圖像，來確定流體的移動距離。取得部根據(jù)多個流體圖像的收集中所使用的脈沖序列信息來取得與移動距離對應(yīng)的經(jīng)過時間。計算部通過將移動距離除以經(jīng)過時間來計算流體的流速。例如，這些部件被安裝在MRI系統(tǒng)控制部22內(nèi)(省略圖示)，被安裝在MRI系統(tǒng)控制部22內(nèi)的這些部件控制MRI序列控制部30、臺架部10及其他相關(guān)聯(lián)的構(gòu)成要素。 以下，分案例進(jìn)行說明。具體而言，對收集心時相不同的多個流體圖像的案例1及通過 Time-SLIP(Time-Spatial Labeling Inversion Pulse)攝影法來收集時相不同的多個流體圖像的案例2進(jìn)行說明。另外，以下，作為實施方式的例子，說明若干案例，但并不限定于以下案例。[案例1]首先，針對案例1的情況進(jìn)行說明。 使用 FASE (Fast Asymmetric Spin Echo)(或 FBI (Fresh Blood Imaging))序列。相位編碼(PE)方向?qū)τ谀┥已芰髁看怪睍r，伴隨著(1RR nRRs等)它們之間的小的增量的各FASE圖像的MR信號亮度如圖2所示地發(fā)生變動。 如果從(例如，心擴(kuò)張期啟動期圖像的)高亮度圖像中減去(心收縮期圖像的) 低亮度信號，則如圖3所示，得到看似移動的物體的流動體的合成圖像。·以影像進(jìn)行顯示時，能夠觀察到非造影時間分解MRA。另外，通過沿著蛇行狀的血管追蹤MR流量信號，從而根據(jù)除以圖像間的時間差之后的移動血管長度得到速度。根據(jù)特定的(增量)流量速度vl、v2 vn的平均值得到平均流量速度(當(dāng)然，要省略所有中間的特定速度的計算時，也能夠直接進(jìn)行計算)。案例1的收集部收集作為在被檢體內(nèi)移動的流體的圖像的、心時相不同的多個流體圖像。案例1的確定部使用多個流體圖像來確定流體的移動距離。案例1的取得部根據(jù)多個流體圖像的收集中所使用的脈沖序列信息來取得與移動距離對應(yīng)的經(jīng)過時間。案例1 的計算部通過將移動距離除以經(jīng)過時間來計算流體的流速。例如，這些部件被設(shè)置在MRI 系統(tǒng)控制部22內(nèi)(省略圖示)，MRI系統(tǒng)控制部22內(nèi)所設(shè)置的這些部件控制MRI序列控制部30、臺架10以及其他相關(guān)聯(lián)的構(gòu)成要素。收集部例如使用FBI攝影法，在心收縮期與心擴(kuò)張期之間收集心時相不同的多個流體圖像。FBI攝影法是基于3D FASE的血管造影法，設(shè)定距離同步信號(例如，R波)的適當(dāng)?shù)难舆t時間，使用心電同步或脈搏同步進(jìn)行收集，從而描繪從心臟吐出的新的血液的攝影法。由收集部收集到的MR信號的亮度在心收縮期與心擴(kuò)張期之間，如圖2所示的那樣地發(fā)生變動。因此，收集部設(shè)定距離心電同步信號的延遲逐漸增加的延遲時間Viisec、 hmsec、...，并以在延遲時間tQmsec同步收集MR信號S1，在延遲時間t^sec同步收集MR 信號&的方式，收集心時相不同的多個流體圖像。確定部例如使用在規(guī)定的心時相收集到的流體圖像與在成為基準(zhǔn)的心時相收集到的流體圖像的差分圖像，針對心時相不同的每個流體圖像確定流體的移動距離。如上所述，在心時相不同的流體圖像間，MR信號的亮度不同。因此，通過從在成為基準(zhǔn)的心時相收集到的流體圖像中減去在規(guī)定的心時相收集到的流體圖像，從而能夠描繪出在該期間在被檢體內(nèi)移動的流體(例如，血液)的信號。例如，在圖3中，“tn”表示基準(zhǔn)的心時相，“Si (tn)，， 表示在心時相tn收集到的MR信號。如圖3所示，例如，在心收縮期從心臟吐出的血液的MR 信號由于其亮度低(在圖3中，例如由白色表示)，因此，延遲時間的增量越大，亮度低的部分越漸漸地增加。圖像1 圖像6是從成為基準(zhǔn)的心時相的流體圖像中減去各時相的流體圖像后的圖像，血液以外的信息被減去，成為只描繪出血液的圖像。例如，確定部根據(jù)亮度對作為該差分圖像的圖像1 圖像6進(jìn)行解析，例如，通過區(qū)別亮度高的部分與亮度低的部分，從而確定各心時相的流體的移動距離。例如，如圖4所示，確定部確定移動距離L2 L6。取得部針對各流體圖像的每個移動距離，根據(jù)脈沖序列信息來取得經(jīng)過時間。例如，在案例1中，與各心時相對應(yīng)的經(jīng)過時間相當(dāng)于作為脈沖序列信息而設(shè)定的延遲時間。 因此，取得部取得作為脈沖序列信息而設(shè)定的延遲時間。例如，如圖4所示，作為延遲時間， 取得部取得 tn+1msec、tn+2msec、tn+3msec、tn+4msec、tn+5msec。并且，計算部例如使用各移動距離及各經(jīng)過時間來計算流速。例如，計算部通過將累積各移動距離得到的累積移動距離除以累積各經(jīng)過時間得到的累積經(jīng)過時間，從而計算流速。例如，如圖6所示，計算部通過將在各心時相累積得到的累積移動距離L6除以累積經(jīng)過時間(tn+5-tn)來計算速度。另外，速度的計算方法并不限定于此。計算部也可以將某移動距離除以與該移動距離對應(yīng)的經(jīng)過時間，從而計算在該心時相特定的特定速度。例如，如圖4所示，計算部通過將移動距離L3除以經(jīng)過時間(tn+2-tn)，從而計算平均速速MV3。例如， 如圖5所示，通過將作為圖像6與圖像5的差分的移動距離AL6除以經(jīng)過時間(tn+5-tn+4)， 從而計算特定速度SV (Specific Velocity)。[案例2]接著，針對案例2的情況進(jìn)行說明。眷流出(非選擇或選擇脈沖)或流入(只有選擇脈沖)Time-SLIP、及其他的取得及減法(添加標(biāo)記以及不添加標(biāo)記的減法)也能夠進(jìn)行平均速度的測定。〇使用單次激發(fā)FSE (FASE)時，能夠使用在作為流量移動時間的BBTI時間(對取得脈沖添加標(biāo)記)及有效Te (TEeff)內(nèi)移動的流量體來進(jìn)行計算速度。因此，速度能夠計算為除以了(BBTI+TEeff)的移動流體的長度(L)。〇使用bTTFP時，能夠使用在作為流量移動時間的BBTI時間(對取得脈沖添加標(biāo)記)內(nèi)移動的流量來進(jìn)行計算速度。因此，速度可以計算為除以了 BBTI的移動流體的長度 (L)來進(jìn)行。案例2的收集部對在被檢體內(nèi)移動的流體的自旋進(jìn)行標(biāo)識化，將經(jīng)過規(guī)定時間后接收自旋的回波信號的攝影以使規(guī)定時間不同的方式進(jìn)行多次，收集作為流體的圖像的、 時相不同的多個流體圖像。案例2的確定部使用多個流體圖像來確定流體的移動距離。案例2的取得部根據(jù)多個流體圖像的收集中所使用的脈沖序列信息來取得與移動距離對應(yīng)的經(jīng)過時間。案例2的計算部通過將移動距離除以經(jīng)過時間來計算流體的流速。例如，這些部件被設(shè)置在MRI系統(tǒng)控制部22內(nèi)(省略圖示)，MRI系統(tǒng)控制部22內(nèi)所設(shè)置的這些部件控制MRI序列控制部30、臺架10以及其他相關(guān)聯(lián)的構(gòu)成要素。
在案例2的情況下，收集部例如使用Time-SLIP攝影法，來收集時相不同的多個流體圖像。Time-SLIP攝影法是將流入或流出攝影區(qū)域的流體在獨立于該攝影區(qū)域的位置上做標(biāo)記(標(biāo)識化)，并提高或降低流入或流出攝影區(qū)域的流體的信號值，從而描繪出流體的攝影法。在Time-SLIP攝影法中，在距離同步信號(例如R波)一定的等待時間后， 施加Time-SLIP脈沖。該Time-SLIP脈沖包含區(qū)域非選擇反轉(zhuǎn)脈沖(在圖7中，“非選擇脈沖”)及區(qū)域選擇反轉(zhuǎn)脈沖(在圖7中，“選擇脈沖”)，區(qū)域非選擇反轉(zhuǎn)脈沖能夠設(shè)定接通或斷開。如果通過區(qū)域選擇反轉(zhuǎn)脈沖對流入(或流出)攝影區(qū)域的流體做標(biāo)記，則在 BBTI (Black-Blood Time to diversion)時間后，流體到達(dá)的部分的信號的亮度變高(區(qū)域非選擇反轉(zhuǎn)脈沖斷開時變低)。因此，收集部設(shè)定多個BBTI時間，并收集時相不同的多個流體圖像。另外，當(dāng)標(biāo)記位置被設(shè)定在攝影區(qū)域外時，由于被標(biāo)記的流體流入攝影區(qū)域，因此，在此，將其稱為“流入”。另一方面，當(dāng)標(biāo)記位置被設(shè)定在攝影區(qū)域內(nèi)時，由于被標(biāo)記的流體流出攝影區(qū)域，因此，在此將其稱為“流出”。實施方式可以適用于“流入”及“流出”中的任一個。在此，案例2的收集部例如針對每個切片編碼交替重復(fù)通過區(qū)域選擇反轉(zhuǎn)脈沖做標(biāo)記的收集與不通過區(qū)域選擇反轉(zhuǎn)脈沖做標(biāo)記的收集，從而來收集兩個流體圖像。另外，也可以不針對每個切片編碼而每次進(jìn)行不做標(biāo)記的收集，例如也可以設(shè)為進(jìn)行一次。另外，實施方式也能夠適用于不進(jìn)行不做標(biāo)記的收集的情況。并且，案例2的確定部使用作為通過不做標(biāo)記的攝影收集到的圖像的基準(zhǔn)圖像、 與通過做標(biāo)記的攝影收集到的各流體圖像的差分圖像，針對時相不同的每個流體圖像來確定流體的移動距離。例如，確定部通過取得針對同一切片編碼收集到的兩個流體圖像間的差分，只提取出被標(biāo)記的部分，抑制背景信號?；蛘?，在不做標(biāo)記的收集為一次時，確定部通過取得在這一次收集到的基準(zhǔn)圖像、與通過做標(biāo)記的攝影收集到的各流體圖像的差分，只提取出被標(biāo)記的部分，抑制背景信號。于是，如圖7所示，在差分圖像中，BBTI時間的增量越大，亮度高的部分越逐漸增加(在圖7中，例如以由黑色來表示)。確定部例如根據(jù)亮度對各流體圖像進(jìn)行解析，例如，通過區(qū)別亮度高的部分與亮度低的部分，從而確定各時相的流體的移動距離。取得部針對各流體圖像的每個移動距離，根據(jù)脈沖序列信息取得經(jīng)過時間。例如， 在案例2中，假設(shè)收集部通過使用了 FASE(Fast Asymmetric Spin Echo)法的Time-SLIP攝影法收集到時相不同的多個流體圖像的情況。此時，作為經(jīng)過時間，取得部根據(jù)脈沖序列信息，取得將BBTI時間與有效回波時間(TEeff (Effective Time to Echo))相加得到的值。另外，案例2的取得部也可以對應(yīng)于流體圖像的生成中所使用的k空間的填充方法而取得與移動距離對應(yīng)的經(jīng)過時間。假設(shè)收集部通過使用了 bSSFP(balanced Steady State Free Precession)法的Time-SLIP攝影法收集到時相不同的多個圖像的情況。此時，當(dāng)進(jìn)行從k空間的中央開始排列相位編碼的中央填充時，作為經(jīng)過時間，取得部根據(jù)脈沖序列信息來取得BBTI時間。另一方面，當(dāng)進(jìn)行在k空間依次排列相位編碼的序列填充時，作為經(jīng)過時間，取得部根據(jù)脈沖序列信息取得將BBTI時間與相當(dāng)于相位編碼數(shù)的一半的時間相加得到的值。這些經(jīng)過時間表示與收集被填充在k空間的中央附近的MR信號的經(jīng)過時間相對應(yīng)。
計算部與案例1相同地，例如，將累積各移動距離得到的累積移動距離除以累積各經(jīng)過時間得到的經(jīng)過時間，從而計算流速。另外，在案例2中，標(biāo)記的方法例如也可以使用連續(xù)照射標(biāo)記的脈沖的 pCASL(Pulsed Continuous Arterial Spin labeling 脈沖連續(xù)動脈自旋標(biāo)記)方法。或者，也可以不連續(xù)照射標(biāo)記的脈沖，但較厚地設(shè)定標(biāo)記的區(qū)域(標(biāo)識化區(qū)域)的寬度、大小。另外，不僅是案例1及案例2，優(yōu)選全部的計算例如都通過鼠標(biāo)點擊來選擇“速度”(“平均速度”及“特定速度”雙方或一方)的圖標(biāo)，而在MR圖像控制臺上進(jìn)行。如對于本領(lǐng)域的技術(shù)人員來說不言而喻的那樣，在非造影Time-SLIP(ASL)技術(shù)中，通過在MRI系列中使用多個不同的BBTI時間，從而觀察流量流體。在該實施方式中，提供不需要使用獨立于MRI顯示系統(tǒng)的計算工具而以離線的方式進(jìn)行計算，用于使速度測量(特定速度及平均速度的雙方或一方)容易的比較簡單的 GUI。該GUI能夠容易且迅速地計算平均的流量速度及特定的流量速度的雙方或一方。如圖2所示，F(xiàn)BI/Navi常規(guī)等可以用于取得一般的從PQRSTU心臟周期的心收縮期到心擴(kuò)張期的連續(xù)的延遲時間的連續(xù)的切片圖像S1、S2、S3 。一個完整的心臟周期有時也被稱為“R-R”周期。當(dāng)然，R心臟周期的頻率與被檢體的脈搏數(shù)匹配。另外，所謂“FBI/Navi常規(guī)”是指用于根據(jù)通過ECG-Pr印攝影收集到的圖像求得適合于FBI攝影的延遲時間的功能。ECG-Pr印攝影是為了設(shè)定FBI攝影法中的延遲時間， 而在基于FBI攝影法的攝影中先行進(jìn)行的、2D FASE攝影。通過ECG-Pr印攝影，一邊使距離同步信號(例如，R波)的延遲時間發(fā)生變化一邊收集心時相不同的多個圖像，并將收集到的多個圖像、或根據(jù)多個圖像進(jìn)行解析后的信號值的推移顯示在顯示部上。FBI-Navi對通過ECG-Prep攝影收集到的多個圖像進(jìn)行解析，并提取出信號值的變化大的區(qū)域，針對提取出的區(qū)域，求得成為基準(zhǔn)的圖像與各圖像的信號值差，并將求得的信號值差進(jìn)行圖表顯示。恰當(dāng)?shù)厥褂眯呐K(或末梢血管脈動)門控，能夠在心臟周期的連續(xù)的延遲點對被檢體施加MRI序列。一邊根據(jù)、時的心收縮期進(jìn)行測定，一邊將對于各連續(xù)的切片S1、S2 Sn (max)的延遲增量在圖2中進(jìn)行描繪，直到tn(max)時的最大時間。如對于本領(lǐng)域的技術(shù)人員來說不言而喻的那樣，對于每個像素，都能夠通過從其他圖像中減去這些圖像中的一個而生成不同的圖像。為了得到MRA的最大造影，一般，從具有最大信號亮度的心擴(kuò)張期圖像中減去具有最小信號亮度的心收縮期圖像，由此，得到單一的MRA圖像。但是，從心收縮期圖像Sl中減去連續(xù)的圖像S2、S3等時，將生成作為沿著被檢體的動脈前進(jìn)的“物體”大體上能夠描繪出拍動性的流體流量的前緣的連續(xù)的不同的圖像。圖3是理想化的完全線性的動脈的概略圖。該動脈在心收縮期，在時間、被攝影， 接著在tn+1、tn+2等以向心擴(kuò)張期逐漸增加的時間間隔被再次連續(xù)地攝影。作為結(jié)果生成的一連串的圖像在(由于減去兩個相同的圖像)null圖像1開始，之后前進(jìn)，由于攝影時間更接近心擴(kuò)張期，因此，隨著產(chǎn)生流動中的流體不斷地增加的MR信號亮度，從上部開始向下部前進(jìn)的、在被攝影的動脈部分內(nèi)流動的流體變得明顯(圖幻。事實上，能夠識別從時間tn 開始經(jīng)過多種連續(xù)時間間隔，而通過所有長度的動脈部的流動中的流體的前緣。因此，如圖4所示，在各連續(xù)的區(qū)間的最后，能夠測定流動的流體所移動的距離的全長，并且，在各攝影間隔的最后，能夠通過將其全長除以經(jīng)過時間來進(jìn)行平均速度的測定?；蛘?，如圖5所示，對于圖像間的各漸增的時間間隔的特定速度還可以通過在圖像間移動的漸增距離的計算、與基于適當(dāng)?shù)年P(guān)聯(lián)的時間間隔的除法運(yùn)算來計算。如果假設(shè)圖像間的時間間隔相等，則如由圖5所知的那樣，關(guān)于特定的速度，與圖像2相比在圖像3 中增加，并且，與圖像3相比較在圖像4中增加。但是，很明顯，關(guān)于特定速度，與圖像4相比較在圖像5中減少，并且，與圖像5相比較在圖像6中增加。如圖6所示，成為相同組的連續(xù)的圖像1 6還能夠以(將圖像6與圖像1相比較)只計算全部區(qū)間中的標(biāo)準(zhǔn)或平均的速度的方式進(jìn)行分析。事實上，如以映像模式示出的那樣，如果使用心擴(kuò)張期-心收縮期的圖像，則非造影時間分解MRA現(xiàn)在能夠包含流速測定。通過追蹤流動中的信號源，即使沿蛇行狀的血管， 也能夠通過將移動的血管部分的長度除以該移動所需的時間而得到速度(在間隔或更小的間隔組之間進(jìn)行測定時，一連串的間隔及一連串的特定速度的雙方或一方的標(biāo)準(zhǔn)速度、 或平均速度)。即，根據(jù)從一區(qū)間向下一區(qū)間漸增的特定速度的標(biāo)準(zhǔn)值，得到包含全部圖像的更長的時間內(nèi)的平均或標(biāo)準(zhǔn)的速度。圖7概略性地描繪出流體流量的Time-SLIP非造影攝影。以不同大小的長方形來表示選擇脈沖及非選擇脈沖。對于本領(lǐng)域的技術(shù)人員來說不言而喻，通過使用不同的BBTI 間隔，能夠得到對于心擴(kuò)張期-心收縮期的不同的圖像，與在以前的圖中說明的不同的時間增量的連續(xù)的圖像相類似的、動脈、靜脈等中的流體流量連續(xù)的圖像。很明顯，基于沿動脈、靜脈等移動的距離的測定、及相關(guān)聯(lián)的移動時間的除法運(yùn)算，也可以使用該非造影流量攝影技術(shù)來進(jìn)行速度測定。圖8概略性地描繪出計算機(jī)程序代碼構(gòu)造的速度測定模塊。該模塊能夠通過與主要或監(jiān)視的操作系統(tǒng)等相關(guān)聯(lián)的所有適當(dāng)?shù)膯卧?例如，使用基于操作者的、恰當(dāng)?shù)仫@示的圖標(biāo)和菜單上的鼠標(biāo)點擊、觸摸屏上的手指操作輸入、鍵盤輸入等)來執(zhí)行。在步驟SOl中，將切片計數(shù)η初始設(shè)定為值1。在步驟S02中，進(jìn)行觀察是否設(shè)定了用于(例如，為了使用機(jī)械自動執(zhí)行的距離追蹤算法，在基本設(shè)定對話框等中設(shè)定控制參數(shù))距離測定的自動追蹤系統(tǒng)的選擇的測試。在被設(shè)定的情況下，接下來，自動追蹤功能在步驟S03中工作，在步驟S04中，在tn_i與之后的tn時取得的切片間計算特定的速度SV。不需要自動追蹤功能時，接下來，在步驟S05中，將路徑計數(shù)P初始設(shè)定為值1，之后，在步驟S06中，操作者為了定義第1位置而執(zhí)行待機(jī)循環(huán)。例如，如圖9所示，操作者能夠通過使光標(biāo)移動到(與攝影時間tn_i相關(guān)聯(lián)的)第1點P上，并點擊規(guī)定的鼠標(biāo)按鈕，從而定義動脈等內(nèi)的流體流量的顯示圖像上的第1位置。還可以設(shè)置操作者為了識別特別定義的點為初始路徑位置、中間路徑位置或最終路徑位置而能夠選擇的彈出菜單93。例如，如圖9所示，操作者定義的點Pl P5被定義為(攝影時間tn_i與tn之間的)沿著蛇行曲線狀的血管的有效的點，因此，沿著流量路徑的明確的點之間的直線部分嚴(yán)格地近似于從切片圖像Sn-I到切片圖像Sn的流量的距離。一旦在(圖8的)步驟S06中定義第1位置， 如圖8所示，則在步驟S07中路徑計數(shù)P進(jìn)行增量。之后，隨著操作者定義沿著路徑的其它位置，執(zhí)行待機(jī)循環(huán)，路徑計數(shù)進(jìn)行增量，直到定義最終位置(步驟S08)。因此，在步驟S9 中，將對于路徑參數(shù)P (max)的最大值定義為路徑計數(shù)在該時刻的最新值。然后，在步驟SlO 中，計算特定速度SV，作為連續(xù)的切片圖像Sn與Sn-I之間的流量的增量。
然后，在步驟Sll中顯示、存儲、或輸出(例如，向在系統(tǒng)的所希望的部分所希望構(gòu)成的較遠(yuǎn)處)與最終的時間tn相關(guān)聯(lián)的特定速度SV(無論怎樣計算)。之后，在步驟S12 中計算移動平均速度MV，同樣在步驟S13中進(jìn)行顯示，存儲、或(例如，在系統(tǒng)內(nèi)以前構(gòu)成的那樣)以所希望的方式進(jìn)行輸出。在步驟S14中，進(jìn)行觀察切片計數(shù)是否到達(dá)最終值(即， 切片SnOiiax))的測試。在未達(dá)到時，接著，在步驟S15中增加切片計數(shù)，控制返回到圖8所示的判斷步驟S02或直接返回到塊步驟S06的路徑計數(shù)的再次初始設(shè)定(即，操作者不想使自動追蹤系統(tǒng)工作時)。如果處理了所有有效的切片數(shù)據(jù)，則如圖8所示的那樣，該模塊結(jié)束。如圖10所示，能夠?qū)⑻囟ㄋ俣萐V及移動平均速度MV雙方或一方作為時間(或切片數(shù)量等)的函數(shù)進(jìn)行圖表顯示。[顯示]另外，實施方式的MRI系統(tǒng)100還可以具備顯示控制部，其在流體圖像及被作為與流體圖像的差分處理的對象的基準(zhǔn)圖像的至少一個中包含與流速相關(guān)的信息地在顯示部上進(jìn)行顯示。例如，顯示控制部被設(shè)置在MRI系統(tǒng)控制部22內(nèi)(省略圖示)，被設(shè)置在MRI 系統(tǒng)控制部22內(nèi)的顯示控制部控制相關(guān)聯(lián)的構(gòu)成要素。在實施方式中，由收集部收集到的流體圖像例如是通過FBI攝影法收集到的流體圖像、通過Time-SLIP攝影法收集到的流體圖像，可以說是分辨率高的圖像。實施方式的MRI系統(tǒng)100根據(jù)該分辨率高的形態(tài)圖像本身，來計算作為功能信息的“流體的速度”，因此，形態(tài)圖像與功能信息的計算根據(jù)相一致。因此，例如，顯示控制部也可以一邊顯示形態(tài)圖像一邊在該形態(tài)圖像上重疊顯示流體的速度信息。例如，顯示控制部也可以在描繪出下肢的血管的形態(tài)圖像上，在存在流速的部位進(jìn)行表示存在流速的顯示(將下肢的血管全部涂出)，并在不存在流速的部位進(jìn)行表示不存在流速的顯示(例如，將下肢的血管全部斜線涂出)。另外，顯示控制部也可以一邊顯示3D的形態(tài)圖像一邊在該3D的形態(tài)圖像上以2D重疊顯示流體的映像數(shù)據(jù)(例如，將圖3所示例出的圖像1 圖像6連續(xù)再生并顯示在顯示部上)。根據(jù)以上所述的至少一個實施方式的磁共振成像裝置及磁共振成像方法，能夠求得流體的流速。雖然說明了本發(fā)明的幾個實施方式，但這些實施方式是作為例子而提示的，并不意圖限定本發(fā)明的范圍。這些實施方式能夠以其他的各種形態(tài)進(jìn)行實施，在不脫離發(fā)明的要旨的范圍內(nèi)，能夠進(jìn)行各種的省略、置換、變更。這些實施方式或其變形與包含于發(fā)明的范圍或要旨中一樣，包含于權(quán)利要求書記載的發(fā)明及其均等的范圍中。
權(quán)利要求
1.一種磁共振成像裝置，具備收集部，收集多個作為在被檢體內(nèi)移動的流體的圖像的流體圖像； 確定部，使用作為上述多個流體圖像中的一個的基準(zhǔn)圖像與各流體圖像的差分圖像， 來確定上述流體的移動距離；取得部，根據(jù)上述多個流體圖像的收集中所使用的脈沖序列信息取得與上述移動距離對應(yīng)的經(jīng)過時間；以及計算部，通過將上述移動距離除以上述經(jīng)過時間，來計算上述流體的流速。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，上述取得部根據(jù)上述流體圖像的生成中所使用的k空間的填充方法，取得與上述移動距離對應(yīng)的經(jīng)過時間。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的磁共振成像裝置，其特征在于，在上述取得部中，在從k空間的中央開始排列相位編碼的中央填充時，作為上述經(jīng)過時間，根據(jù)上述脈沖序列信息取得黑血反轉(zhuǎn)時間即BBTI時間，在k空間中依次排列相位編碼的序列填充時，作為上述經(jīng)過時間，根據(jù)上述脈沖序列信息取得將BBTI時間與相當(dāng)于相位編碼數(shù)的一半的時間相加得到的值。
4.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的磁共振成像裝置，其特征在于， 上述取得部針對各流體圖像的每個移動距離，取得上述經(jīng)過時間，上述計算部將累積各移動距離得到的累積移動距離除以累積各經(jīng)過時間得到的累積經(jīng)過時間，從而計算上述流速。
5.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的磁共振成像裝置，其特征在于， 上述收集部收集心時相不同的多個流體圖像，上述確定部使用作為在成為基準(zhǔn)的心時相收集到的流體圖像的上述基準(zhǔn)圖像、與在規(guī)定的心時相收集到的各流體圖像的差分圖像，針對心時相不同的每個流體圖像確定上述流體的移動距離，上述取得部針對各流體圖像的每個移動距離取得上述經(jīng)過時間， 上述計算部將累積各移動距離得到的累積移動距離除以累積各經(jīng)過時間得到的累積經(jīng)過時間，從而計算上述流速。
6.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的磁共振成像裝置，其特征在于，上述收集部對在被檢體內(nèi)移動的流體的自旋進(jìn)行標(biāo)識化，將經(jīng)過規(guī)定時間后接收上述自旋的回波信號的攝影以使上述規(guī)定時間不同的方式進(jìn)行多次，并收集作為該流體的圖像的時相不同的多個流體圖像；上述確定部使用上述基準(zhǔn)圖像與各流體圖像的差分圖像，針對時相不同的每個流體圖像確定上述流體的移動距離，上述基準(zhǔn)圖像是通過不進(jìn)行上述標(biāo)識化的攝影而收集到的圖像，上述各流體圖像是通過進(jìn)行上述標(biāo)識化的攝影而收集到的圖像； 上述取得部針對各流體圖像的每個移動距離，取得上述經(jīng)過時間； 上述計算部將累積各移動距離得到的累積移動距離除以累積各經(jīng)過時間得到的累積經(jīng)過時間，從而計算上述流速。
7.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的磁共振成像裝置，其特征在于，上述收集部通過時間空間標(biāo)記反轉(zhuǎn)脈沖攝影法即Time-SLIP攝影法來收集時相不同的多個流體圖像。
8.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，上述收集部通過使用了快速非對稱自旋回波法即FASE法的Time-SLIP攝影法來收集時相不同的多個流體圖像；作為上述經(jīng)過時間，上述取得部根據(jù)上述脈沖序列信息取得將BBTI時間與有效回波時間即TEeff相加得到的值。
9.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的磁共振成像裝置，其特征在于，還具備顯示控制部，在上述流體圖像及作為與該流體圖像進(jìn)行差分處理的對象的基準(zhǔn)圖像中的至少一個中包含與上述流速相關(guān)的信息并在顯示部中進(jìn)行顯示。
10.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的磁共振成像裝置，其特征在于，上述確定部通過在顯示部中顯示上述流體圖像、并接受上述流體所到達(dá)的位置的指定，從而確定上述移動距離。
11.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的磁共振成像裝置，其特征在于，上述確定部通過解析上述圖像、并追蹤上述流體的移動路徑，從而確定上述移動距離。
12.一種磁共振成像方法，該磁共振成像方法由磁共振成像裝置執(zhí)行，其特征在于，包括收集工序，收集多個作為在被檢體內(nèi)移動的流體的圖像的流體圖像； 確定工序，使用作為上述多個流體圖像中的一個的基準(zhǔn)圖像與各流體圖像的差分圖像，來確定上述流體的移動距離；取得工序，根據(jù)上述多個流體圖像的收集中所使用的脈沖序列信息來取得與上述移動距離對應(yīng)的經(jīng)過時間；以及計算工序，通過將上述移動距離除以上述經(jīng)過時間來計算上述流體的流速。
全文摘要
實施方式涉及的磁共振成像裝置(100)具備收集部(22)、確定部(22)、取得部(22)以及計算部(22)。上述收集部(22)收集多個作為在被檢體內(nèi)移動的流體的圖像的流體圖像。上述確定部(22)使用作為多個上述流體圖像中的一個的基準(zhǔn)圖像與各流體圖像的差分圖像，來確定上述流體的移動距離。上述取得部(22)根據(jù)多個上述流體圖像的收集中所使用的脈沖序列信息，來取得與上述移動距離對應(yīng)的經(jīng)過時間。上述計算部(22)通過將上述移動距離除以上述經(jīng)過時間來計算上述流體的流速。
文檔編號A61B5/055GK102548473SQ201180003249
公開日2012年7月4日 申請日期2011年10月13日 優(yōu)先權(quán)日2010年10月13日
發(fā)明者宮崎美津惠 申請人:東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會社, 株式會社東芝