专利名称：磁共振成像装置和磁共振成像方法
技术领域：
本发明涉及根据被检者的与磁共振有关的磁共振数据对上述被检
者进行摄像的磁共振成像(MRI)装置。
背景技术：
在MRI的心脏摄像中，理想的是抑制因心脏的运动造成的画质恶 化。特别在冠状动脉摄像、心肌延迟造影等要求高空间分辨率的摄像 法中，这样抑制因心脏的运动造成的画质恶化是重要的。作为适应这 样的需求的摄像法，根据文献1 (Stuber M et al， "submillimeter Three-dimensional Coronary MR Angiography with Real-Time Navigator Correction: Comparison of Navigator Locations.，，， Radiology 1999;212:579-587 )，已知在心周期内的心跳少的期间中选 择性地进行数据收集的方法。在该方法中，以从被检者的心电图波形 得到的R波作为起点，在根据预先设置的延迟时间和数据收集时间(窗 口时间)确定的期间中进行数据收集。
图5是表示收集心周期的特定心时间相位的数据的MRI法中的脉 沖时序的一个例子的图。在从心脏的运动变少的开始时刻Ts到心脏再 次开始运动的结束时刻Te为止的期间中，进行数据收集。但是，通常 根据被检者的心电图波形将从出现R波后经过了延迟时间Td的时刻 作为开始时刻Ts。另外，将从该开始时刻Ts经过了窗口时间Tw的 时刻作为结束时刻Te。由此， 一般只在被称为心室扩张期或緩慢流入 期的心脏运动少的期间中，进行数据收集。另外，心脏运动少的期间 是指如图5所示那样左心室容积的变化少的期间(左心室容积的图形 平坦的期间)。通过在该期间进行数据收集，能够抑制因心脏运动的 影响造成的画质降低。
另外，在如图5所示那样到经过延迟时间Td为止的期间中，照射 前置脉冲(pre-pulse )。前置脉冲例如是逆转脉冲(inversion pulse)、 T2增强预备脉沖、磁化转移对比度(magnetization transfer contrast: MTC)脉冲、空摄像(dummy shot)、脂肪抑制脉冲、或用于检测呼 吸性体动的脉沖等。逆转脉冲是在冠状动脉摄像、心肌延迟造影等的 情况下用于提高图像的对比度的脉沖。T2增强预备脉冲是用于T2增 强的脉沖。MTC脉冲是用于利用2个以上的自旋系统的磁化转移来提 高对比度的脉沖。空摄像是用于促进达到核自旋的稳定状态的脉冲。 脂肪抑制脉冲是用于抑制脂肪信号的脉沖。
已知心跳少的期间的长度与被检者的心跳数等对应地变化。因此， 为了提高画质，理想的是针对每个被检者设置适当的延迟时间Td和 窗口时间Tw。因此，在文献2 (Plein S et al， "Three-Dimensional Coronary MR Angiography Performed with Subject-Specific Cardiac Acquisition Window and Motion-adopted Respiratory Gating." AJR; 180: 505-512， 2003 )中提出了对设置每个被检者的适当的延迟时间Td 和窗口时间Tw进行支持的方法。在该方法中，通过进行可以了解心 脏运动的短时间的电影(cine)摄像等，操作者能够从视觉上判断心 跳少的期间。
根据下式从脉冲时序的循环时间TR和窗口时间Tw求出能够在 一个心跳内收集的数据行(data line)数N。 N = Tw/TR
例如，考虑进行3维的数据收集的情况。如果将切片张数，即切 片编码数Kz设置为60，将相位编码方向的矩阵数Ky设置为120，则 根据下式，求出必要的数据行数为7200行。
KzxKy = 60x120 = 7200
设在1个心周期内心脏的运动少的窗口时间Tw为100msec,如 果循环时间TR为5msec,则根据下式求出能够在1个心跳内收集的 数据行数N为20行。
N = 100/5 = 20
根据下式求出收集图像重构需要的全部数据行所需要的心跳数为
360心跳。
7200/20 = 360
如果设1个心跳为1秒，则在360秒，即6分钟中完成数据收集。 但是， 一般在心脏的运动以外，还需要考虑因被检者的呼吸造成的体 动，同时利用选择性地收集因呼吸造成的体动影响少的数据的方法的 情况很多，另外在该情况下，实际需要的数据收集时间比之还要长。
可以认为在被检者的心跳数极其稳定的情况下，在文献2中提出 的方法有效地发挥作用。但是，如上述那样在长时间地进行数据收集 的期间内，被检者的心跳数会发生变化。如果心跳数上升，则心脏的 运动少的时间相位的持续时间缩短，窗口时间Tw的适当的值也变短。 例如假设与图6所示的R-R间隔Trrl 一致地设置图6所示那样的窗 口时间Tw。这时，如果R-R间隔缩短到图6所示的Trr2,则心脏 的运动变大的时刻从Tel变化为Te2。另外，在该情况下，在数据收 集期间中心脏也进行很大的运动。另夕卜，在图6的情况下，在期间Pa 中收集到的数据受到心跳动的很大影响，因此成为在重构的图像中产 生抖动的原因。
根据这种情况，要求防止因心跳数的变化造成的画质恶化，进行 稳定的画质下的摄像。
发明内容
本发明的第一形式的磁共振成像装置具备按照每个数据行取得 被检者的与磁共振有关的磁共振数据的取得单元；控制上述取得单元， 使得在根据上述被检者的心周期的开始时刻确定的收集期间中收集一 个或多个单位数据群的磁共振数据的控制单元；在由上述取得单元取 得的上述磁共振数据中，将在根据取得该磁共振数据的心周期的结束 时刻确定的无效期间中取得了至少一部分的单位数据群所相关的数据 判断为无效数据，将全部在上述无效期间以外的期间取得的单位数据 群所相关的数据判断为有效数据的判断单元；使用上述有效数据，重
构与上述被检者有关的图像的重构单元。
本发明的第二形式的磁共振成像装置具备按照每个数据行取得 被检者的与磁共振有关的磁共振数据的取得单元；控制上述取得单元， 使得在根据上述被检者的心周期的开始时刻确定的收集期间中收集多 个数据行的磁共振数据的控制单元；在由上述取得单元取得的上述磁 共振数据中，将在根据取得该磁共振数据的心周期的结束时刻确定的 无效期间中取得了至少 一部分的数据行所相关的数据判断为无效数
断为有效i据的判断单元；使用上述有效:据，重构与上述被检者有 关的图像的重构单元。
本发明的第三形式的磁共振成像装置具备按照每个数据行取得 被检者的与磁共振有关的磁共振数据的取得单元；控制上述取得单元， 使得在根据上述被检者的心周期的开始时刻确定的收集期间中收集一 个或多个切片编码的量的磁共振数据的控制单元；在由上述取得单元 取得的上述磁共振数据中，将在根据取得该磁共振数据的心周期的结 束时刻确定的无效期间中取得了至少一部分的切片编码所相关的数据 判断为无效数据，将全部在上述无效期间以外的期间取得的切片编码 所相关的数据判断为有效数据的判断单元；使用上述有效数据，重构 与上述被检者有关的图像的重构单元。
本发明的第四形式的磁共振成像方法包括按照每个数据行取得 被检者的与磁共振有关的磁共振数据；对上述取得步骤进行控制，使 得在根据上述被检者的心周期的开始时刻确定的收集期间中收集多个 数据行的磁共振数据；在取得的上述磁共振数据中，将在根据取得该 磁共振数据的心周期的结束时刻确定的无效期间中取得的数据行所相 关的数据判断为无效数据，将在上述无效期间以外的期间取得的数据 行所相关的数据判断为有效数据；使用上述有效数据，重构与上述被 检者有关的图像。
本发明的第五形式的磁共振成像方法包括按照每个数据行取得 被检者的与磁共振有关的磁共振数据；对上述取得步骤进行控制，使 得在根据上述被检者的心周期的开始时刻确定的收集期间中收集一个
或多个切片编码的量的磁共振数据；在取得的上述磁共振数据中，将 在根据取得该磁共振数据的心周期的结束时刻确定的无效期间中取得 了至少一部分的切片编码所相关的数据判断为无效数据，将全部在上
据；使用上述有效数据，重构与上述被检者有关的图像:'
通过以下的说明和具体实施例能够了解本发明的其他特征和优 点。本发明并不只限于这些说明和实施例。
图1是表示本发明的一个实施例的MRI装置的结构的图。
图2是表示被检者的心电图波形和数据收集的执行定时的关系的
一个例子的定时图。
图3是表示本发明的变形实施例的数据收集的步骤的特征的图。 图4是表示在窗口时间Tw中收集1个切片编码的量的磁共振数
据的情况下心电图波形和数据收集的执行定时的关系的一个例子的定时图。
图5是表示如冠状动脉摄像、心肌延迟造影等那样收集心周期中 的特定心时间相位的数据的MRI摄像法的脉沖时序的 一个例子的图。 图6是表示被检者的心跳数的变化对数据收集的影响情况的图。
具体实施例方式
以下，参考附图，说明本发明的一个实施例。
图1是表示本实施例的MRI装置100的结构的图。该MRI装置 100具备静磁场磁铁1、倾斜磁场线圏2、倾斜磁场电源3、卧台4、 卧台控制部件5、 RF线圏单元6a、 6b、 6c、发送部件7、选择电路8、 接收部件9、 ECC单元IO和计算机系统11。
静磁场磁铁1为中空的圆筒形，在内部的圆筒状的空间中产生均 匀的静磁场。作为该静磁场磁铁l，例如使用永磁铁和超导磁铁等。
倾斜磁场线圏2为中空的圆筒形，被配置在静磁场磁铁l的内侧。 倾斜磁场线圏2组合了与相互垂直的X、Y、Z的各轴对应的3种线圏。 对于倾斜磁场线圏2，上述3种线圏分别从倾斜磁场电源3接受电流 供给，产生磁场强度沿着X、 Y、 Z的各轴倾斜的倾斜磁场。另外，Z 轴方向例如是与静磁场方向相同的方向。通过X、 Y、 Z各轴的倾斜磁 场的组合，形成切片选择用倾斜磁场Gs、相位编码用倾斜磁场Ge和 读取用倾斜磁场Gr。为了任意地决定摄影断面而利用切片选择用倾斜 磁场Gs。为了与空间位置对应地改变磁共振信号的相位而利用相位编 码用倾斜磁场Ge。为了与空间位置对应地改变磁共振信号的频率而利 用读取用倾斜磁场Gr。
卧台4被卧台控制部件5驱动，使顶板4a在其长度方向(图1中 的左右方向)和上下方向移动。通常，将卧台4设置为其长度方向与 静磁场磁铁1的中心轴平行。被检者200在被载置在顶板4a上的状态 下，通过顶板4a的移动而被插入到倾斜磁场线圏2的空洞(诊断用空 间)内。
RF线圏单元6a构成为将l个或多个线圏容纳在圆筒状的壳子中。 RF线圏单元6a被配置在倾斜磁场线團2的内侧。RF线圏单元6a从 发送部件7接受高频脉冲(RF脉冲)的供给，产生高频磁场。
RF线围单元6b、 6c被栽置在顶板4a上，或内置在顶板4a中， 或者安装在被检者200上。另外，在摄影时，与被检者200 —起被插 入到诊断用空间内。作为RF线圏单元6b、 6c，利用阵列线圏。即， RF线圏单元6b、 6c分别具备多个元件线圏。RF线圏单元6b、 6c所 具备的元件线圏分别接收从被检者200发射的磁共振信号。元件线圏 的各个输出信号分别被输入到选择电路8。接收用的RF线圏单元并不 只限于RF线圏单元6b、 6c，可以任意安装各种类型的线圏。另外， 也可以安装一个或3个以上的接收用的RF线團单元。
发送部件7将与拉莫尔频率对应的RF脉冲供给到RF线圏单元6a。
选择电路8选择从RF线圏单元6b、 6c输出的许多磁共振信号中
的若干个。另外，选择电路8将选择出的磁共振信号提供给接收部件 9。从计算机系统11指示选择电路8应该选择哪个信道。
接收部件9具备多信道的具有前置放大器、相位检波器和模拟数 字变换器的处理系统。将选择电路8选择的磁共振信号分别输入到这 些多信道的处理系统。前置放大器对磁共振信号进行放大。相位检测 器对从前置放大器输出的磁共振信号的相位进行检波。模拟数字变换 器将从相位检波器输出的信号变换为数字信号。接收部件9分别输出 由各处理系统得到的数字信号。
ECG单元10包含附着在被检者200的体表上检测出作为电信号 的ECG信号的ECG传感器。ECG单元10在对从该ECG传感器输 出的信号实施包含数字化处理的各种处理的基础上，将其输出到计算 机系统11。
计算机系统11具备接口部件lla、数据收集部件llb、重构部件 llc、存储部件lld、显示部件lle、输入部件llf和主控制部件llg。
接口部件lla与倾斜磁场电源3、卧台控制部件5、发送部件7、 接收部件9和选择电路8等连接。接口部件lla在这些连接的各部件 与计算机系统ll之间进行收发信号的输入输出。
数据收集部件lib收集从接收部件9输出的数字信号。数据收集 部件lib将收集到的数字信号，即磁共振数据存储在存储部件lid中。
重构部件llc对存储在存储部件lld中的磁共振数据执行后处理， 即傅立叶变换等重构，求出被检者200内的希望的核自旋的频镨数据 或图像数据。重构部件llc在心电图同步摄像时，只将由主控制部件 llg判断为有效数据的磁共振数据用于重构。
存储部件lld按照每个被检者存储磁共振信号数据、频镨数据或 图像数据。
显示部件lie在主控制部件llg的控制下，显示频镨数据或图像 数据等各种信息。作为显示部件lie,可以利用液晶显示器等显示设备。
输入部件llf接受来自操作者的各种指令或信息输入。作为输入
部件llf,可以适当地利用鼠标、跟踪球等指示设备、模式切换开关等 选择设备、或键盘等输入设备。
主控制部件llg具有CPU、存储器等，统一地控制本实施例的 MRI装置100。主控制部件llg在用于实现MRI装置100的动作的公 知的功能以外，还具备以下这样的若干个功能。该功能之一是对倾斜 磁场电源3、发送部件7、选择电路8、接收部件9和数据收集部件lib 等进行控制，使得在根据被检者200的心周期的开始时刻确定的收集 期间中收集多个数据行的磁共振数据。上述功能之一是根据该磁共振 数据是否是在无效期间中取得的，而将磁共振数据判断为无效数据或 有效数据。上述功能之一是对倾斜磁场电源3、发送部件7、选择电路 8、接收部件9和数据收集部件lib等进行控制，使得再次取得与无效 数据相同的数据行相关的磁共振数据。
接着，说明MRI装置100的动作。
以下，考虑以下的情况假设切片编码数Kz为60，根据循环时 间TR为5msec的脉冲时序，通过心电图同步进行相位编码方向的矩 阵数Ky为120的3维数据收集。另外，如下这样进行计划与设置 100msec为窗口时间Tw的情况对应地，通过在360个心周期中在每 个心周期进行20数据行的数据收集，来进行全部7200数据行的数据 收集。进而，实际的心周期变动的情况是不同的，但为了简化说明， 考虑360个心周期中的连续2个心周期中的R-R间隔比其他心周期 低的情况。
图2是表示被检者200的心电图波形和数据收集的执行定时的关 系的一个例子的定时图。图2中的(a)只表示心电图波形中的R波 的产生定时。对于上述那样的计划了数据收集的360个心周期中的358 个心周期，R-R间隔为Trrl，剩余的2个心周期的R - R间隔分别 是Trr2和Trr3。这些R - R间隔有Trrl>Trr2>Trr3的关系。
图2的(b)表示了数据收集的执行定时。如该(b)所示那样， 在各心周期内，并不只限于该心周期中的R-R间隔的大小，从产生 R波后经过了延迟时间Td的时刻开始，进行20数据行的数据收集。
通过在主控制部件llg的控制下，倾斜磁场电源3、发送部件7、选择 电路8、接收部件9和数据收集部件lib等例如进行公知的动作，来 进行该数据收集。
主控制部件llg如果在心电图波形中接着产生了 R波，则为了判 断由此开始的心周期中的数据收集开始定时，而开始进行延迟时间Td 的计时。与此同时，主控制部件llg根据该R波，判断在结束了的心 周期中收集到的磁共振数据的有效/无效。
但是，已知在被检者200的心跳数变化的情况下，通常R-T间 隔(收缩期)几乎不变化，而T-R间隔(扩张期)伸缩(参考非专 利文献3)。因此，在心跳数增加了的情况下，预先设置的数据收集 窗口的结束部分处于心脏运动大的心房收缩期，在极端的情况下，跨 越到下一个心周期。在这样跨越心房收缩期和心周期的边界的期间中 收集到的磁共振数据受到心跳运动的很大影响。因此，在本实施例中， 在1个心周期内，将从该心周期结束的产生R波的时刻回溯了预定的 时间(以下称为返回延迟backward delay) Tbd后面的期间作为无 效期间。将在该无效期间中收集到 一部分或全部的数据行有关的磁共 振数据作为无效数据。另外，将全部在无效期间以外收集到的数据行 相关的磁共振数据作为有效数据。
为了该判断，主控制部件llg测定新产生的R波与其前一个R波 的R-R间隔Trr，判断Td + Tw是否比Trr - Tbd小。另外，在Td + Tw比Trr - Tbd小的情况下，由于在该心周期中收集到的全部磁共 振数据是在无效期间以外，即心脏运动少的期间中得'到的，所以主控 制部件llg判断为有效数据。
图2的(c)具体表示了 R-R间隔为Trrl的心周期中的心电图 波形、数据收集的执行定时和收集到的磁共振数据。在该心周期中， Td + Tw比Trrl-Tbd小。因此，在该心周期中收集到的20行的磁 共振数据都是有效数据。
另一方面，由于摄像中的心跳数的上升，Trr变短，在Td + Tw 超过了 Trr-Tbd的情况下，至少一部分磁共振数据是在心脏运动大
的心房收缩期中得到的。因此，设在无效期间中收集到一部分或全部 的数据行相关的磁共振数据为无效数据，设其他数据行相关的磁共振
数据为有效数据。在各心周期中第n个(1SnS20)取得的数据行为在 从前一个R波大致Td + nxTR的时刻取得的。因此，在Td + nxTR<Trr-Tbd成立的情况下，设第n个取得的数据行相关的磁共 振数据为有效数据。在上述关系不成立的情况下，设第n个取得的数 据行相关的磁共振数据为无效数据。另外，预先将成为无效数据的数 据行的行编号或相位编码量记录为未收集数据行的信息。
图2的(d)具体表示了 R-R间隔为Trr2和Trr3的心周期中的 心电图波形、数据收集的执行定时和收集到的磁共振数据。在R-R 间隔为Trr2的心周期中，Td + Tw比Trr2 - Tbd小。另外，在R-R 间隔为Trr3的心周期中，Td + Tw比Trr3 — Tbd小。另外，在R-R 间隔为Trr2的心周期中，在图2中用阴影表示的4个数据行的磁共振 数据、在R-R间隔为Trr3的心周期中在图2中用阴影表示的8个数 据行的磁共振数据分别为无效数据。另外，在图2中不是阴影的数据 行中取得的磁共振数据分别为有效数据。
有效数据被存储在存储部件lld。无效数据可以与有效数据区别 地存储在存储部件lld中，也可以在该时刻废弃。
以下将与这些无效数据有关的数据行称为未收集数据行。对于未
收集数据行，可以在预定的数据收集(例如对相位编码数x切片编码数 的数据行各个的磁共振数据收集)完成后， 一边继续与心电图同步， 一边进行收集。
具体地说，即使产生无效数据，也在360个心周期的期间中如当 初计划的那样进行数据收集。即， 一次就进行所需要的7200数据行的 数据收集。在其结束后，主控制部件llg确认是否记录了未收集数据 行的行编号或相位编码量。另外，如果已经对其进行了记录，则主控 制部件llg开始进行与该数据行有关的磁共振数据的再取得。
将记录了行编号或相位编码量的未收集数据行的各个作为对象， 与上述的通常的数据收集一样地进行再取得。如果未收集数据行为21
行以上，则主控制部件llg对再取得进行计划，使得将每20数据行分 配到l个心周期中。在图2的例子中，由于未收集数据行合计为12数 据行，所以如图2的(e)所示那样，进行计划和收集使得在1个心周 期中进行收集。对于通过该再收集取得的数据，主控制部件llg与上 述一样地进行有效/无效的判断。直到被判断为无效数据的磁共振数据 没有为止，循环进行再收集。
如果判断为无效数据的磁共振数据没有了 ，则将与7200数据行的 全部有关的有效数据收集到存储部件lld中。重构部件llc使用该有 效数据，进行图像的重构。
根据本实施例，即使被检者的心跳数发生了变化，也只使用在心 脏的运动少的期间取得的磁共振数据进行重构。由此，能够不受到心 脏运动的影响，而进行稳定画质的摄像。
但是，为了确实地减少心脏运动的影响， 一般将窗口时间Tw设 置得从数据收集结束后到心脏运动变大为止有充分的时间富余。即， 现有技术只利用心脏运动少的期间的一部分进行数据收集。因此，每 个心周期的数据行数变少，造成摄像时间的延长。与此相对，根据本 实施例，如果不考虑上述富余地将窗口时间Tw设置得比现有技术长， 则在心跳数少的期间，能够提高每个心周期的数据行数，因此能够缩 短摄像时间。进而，考虑到心跳数减少的情况，通过将窗口时间Tw 设置为比设置时的心脏运动少的期间的时间宽度大的值，还能够进一 步缩短摄像时间。即，设置比在摄像前确认了的心脏运动少的期间长 的数据收集窗口，预先计划为在一个心周期内收集更多的数据行。这 样，在被检者200的心跳比摄像前的测定更长的情况下，满足Td + nxTR>Trr-Tbd的n变大，因此，能够收集比在摄像前确认了的心 脏运动少的期间中能够收集的数据行数更多的数据。如果被检者200 的心跳长的情况很多，则能够增加相应量的可收集数据数，能够缩短 用于收集全部数据的总摄像时间。
另外，在各心周期的数据收集之前，如图5所示那样进行前置脉 冲的照射。根据本实施例，延迟时间Td并不限定于R-R间隔，是
一定的，因此也可以在以R波为基准的一定的定时下进行前置脉冲的 照射。
本实施例可以有以下这样的各种变形实施。
可以在摄像中动态地决定定时，而进行与未收集数据行有关的磁 共振数据的再收集。即，可以计划为在某心周期以后的心周期中预定 的数据行的收集结束后收集在该某心周期中记录了的未收集数据行。 即，在以后的心周期中心跳数减少，R-R间隔Trr延长了的情况下， 可以在该心周期中从开始就收集未收集数据行的磁共振数据。图3是 表示本变形例子的数据收集的步骤的特征的图。在图3中的最初的心 周期中，产生了 8行的未收集数据行。计划为在下一个心周期中的当 初计划了的数据行相关的数据收集以后，再收集该未收集数据行。在 图3的例子中，由于R-R间隔从Trrll延长为Trrl2，所以对4行 的未收集数据行的再收集成功了，但4行的未收集数据行的收集依然 无效。计划为在图3中的第3个心周期中的当初计划了的数据行相关 的数据收集之后，再收集依然未收集的上述4行。另外，在图3的例 子中，由于R-R间隔充分变大为Trrl3，所以4行未收集数据行的 再收集成功了。由此，还能够一边进行当初计划了的数据行相关的数 据收集， 一边进行未收集数据行相关的再收集。另外，在由于心跳数 增加的状态持续，而未收集数据行增加了的情况下，有可能产生在1 个心周期中无法结束这些未收集数据行的再收集的情况。因此，也可 以计划为将在1个心周期中试行的再收集的行数限制为预定的数目， 分割到多个心周期中进行再收集。
如果未收集数据行是k空间的端部近旁的数据行，即与高空间频 率对应的数据行，则该数据行的磁共振数据对图像对比度没有作用。 因此，也可以不进行这样的数据行的磁共振数据的再收集。在该情况 下，对该数据行填充0数据而进行重构。再收集的数据行的范围可以 是固定的，也可以与操作者的指定对应地任意进行设置。再收集的数 据行的范围也可以根据空间频率或相位编码量而接受指定。另外，如 果计划为越是接近k空间的中央的数据行，越在各心周期的早的定时
下取得数据，则未收集数据行成为k空间的端部近旁的数据行的概率 提高，因此能够减少未收集数据行数而进行有效的数据收集。在对于 要取得的图像的重构并不重要的数据行为k空间的端部近旁的数据行 以外的情况下，也可以将该数据行从再收集的对象中除去。
在未收集数据行以外，还可以对其周围的数据行进行再收集，分 别使用与重复取得的数据行有关的磁共振数据进行重构。这样，能够 提高重构图像的S/N。
也可以将各心周期的r-r间隔乘以预定的小于1的系数，来确
定返回延迟Tbd。在该情况下，返回延迟Tbd在每个心周期都变化。
也可以在用于由操作者i殳置延迟时间Td、窗口时间Tw、或返回 延迟Tbd的i殳置画面中表示出通过ECG单元10测量出的心电图波 形，依照该心电图波形接受各时间的指定。
作为判断磁共振数据是否无效的对象的单位数据群并不只限于1 个数据行的量，也可以是任意的。例如，在采用fast spin echo法这样 的多回波法作为脉冲时序的情况下，必须在1个心周期内收集1个切 片编码量的磁共振数据。另外，在2维摄像的情况下，为了降低伪像， 理想的是在1个心周期内收集1个切片的磁共振数据。根据这样的情 况，有对摄像进行计划使得在1个心周期内收集1个或多个切片编码 量的磁共振数据的情况。在该情况下，将单位数据群设为l个切片编 码量的磁共振数据。
图4是表示在窗口时间Tw中收集1个切片编码量的磁共振数据 的情况下的心电图波形与数据收集的执行定时的关系的一个例子的定 时图。该图4表示了通过在Kz心周期中在每个心周期中都收集1个 切片编码量，而进行Kz切片编码量的数据收集的情况。只在Kz心周 期中的2个心周期中，R-R间隔成为与其他心周期的Trr31不同的 Trr32和Trr33。这些R - R间隔有Trr31>Trr32>Trr33。
在图4中，Td + Tw变得比Trr31 — Tbd或Trr32 — Tbd小。因此， 在该心周期中收集到的切片编码的磁共振数据全都为有效数据。但是， 由于Td + Tw比Trr33-Tbd大，所以在该心周期中收集到的切片编 码的磁共振数据全部为无效数据。另外，对于成为无效数据的切片编
码，在如当初计划的那样结束了 Kz切片编码量的数据收集后，统一 再收集l切片编码。
本发明并不只限于以上的说明和实施例。在不脱离本发明的宗旨 的范围内可以有各种变形和组合。而这些变形和组合也包含在本发明 的范围内。
权利要求
1.一种磁共振成像装置，其特征在于包括按照每个数据行取得被检者的与磁共振有关的磁共振数据的取得单元；控制上述取得单元，使得在根据上述被检者的心周期的开始时刻确定的收集期间中收集一个或多个单位数据群的磁共振数据的控制单元；在由上述取得单元取得的上述磁共振数据中，将在根据取得该磁共振数据的心周期的结束时刻确定的无效期间中取得了至少一部分的单位数据群所相关的数据判断为无效数据，将全部在上述无效期间以外的期间取得的单位数据群所相关的数据判断为有效数据的判断单元；使用上述有效数据，重构与上述被检者有关的图像的重构单元。
2. —种磁共振成像装置，其特征在于包括单元；控制上述取得单元，使得在根据上述被检者的心周期的开始时刻 确定的收集期间中收集多个数据行的磁共振数据的控制单元；在由上述取得单元取得的上述磁共振数据中，将在根据取得该磁 共振数据的心周期的结束时刻确定的无效期间中取得了至少一部分的 数据行所相关的数据判断为无效数据，将全部在上述无效期间以外的 期间取得的数据行所相关的数据判断为有效数据的判断单元；使用上述有效数据，重构与上述被检者有关的图像的重构单元。
3. 根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述判断单元将从上述心周期的基准时间相位回溯了预定的无效时间的时刻开始到上述基准时间相位为止确定为上述无效期间。
4. 根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述判断单元将在与上述被检者有关的心电图波形中产生R波的 时间相位作为上述基准时间相位。
5. 根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述判断单元将上述心周期乘以预定的系数而求出的时间作为上述无效时间。
6. 根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述控制单元控制上述取得单元，使得再次取得与上述无效数据相同的数据行相关的磁共振数据。
7. 根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述控制单元控制上述取得单元，使得依照预定的计划收集与必要的数据行有关的磁共振数据，同时控制上述取得单元，使得在上述 预定计划的磁共振数据收集完成后，再次取得与上述无效数据相同的 数据行相关的磁共振数据。
8. 根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述控制单元控制上述取得单元，使得依照对每个上述心周期预定的计划收集与必要的数据行有关的磁共振数据，同时控制上述取得 单元，使得在各心周期的收集完成后，再次取得与上述无效数据相同 的数据行相关的磁共振数据。
9. 根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述控制单元在上述无效数据的数据行被确定为重要度低的数据行的情况下，控制上述取得单元，使得不进行与该数据行有关的磁共 振数据的再次收集。
10. —种磁共振成像装置，其特征在于包括单元；控制上述取得单元，使得在根据上述被检者的心周期的开始时刻 确定的收集期间中收集一个或多个切片编码的量的磁共振数据的控制 单元；在由上述取得单元取得的上述磁共振数据中，将在根据取得该磁 共振数据的心周期的结束时刻确定的无效期间中取得了至少一部分的 切片编码所相关的数据判断为无效数据，将全部在上述无效期间以外 使用上述有效数据，重构与上述被检者有关的图像的重构单元。
11. 根据权利要求10所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述判断单元将从上述心周期的基准时间相位回溯了预定的无效时间的时刻开始到上述基准时间相位为止确定为上述无效期间。
12. 根据权利要求ll所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述判断单元将在与上述被检者有关的心电图波形中产生R波的时间相位作为上述基准时间相位。
13. 根据权利要求11所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述判断单元将上述心周期乘以预定的系数而求出的时间作为上述无效时间。
14. 根据权利要求10所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述控制单元控制上述取得单元，使得再次取得与上述无效数据相同的数据行相关的磁共振数据。
15. 根据权利要求14所述的磁共振成像装置，其特征在于上述控制单元控制上述取得单元，使得依照预定的计划收集与必 要的数据行有关的磁共振数据，同时控制上述取得单元，使得在上述 预定计划的磁共振数据收集完成后，再次取得与上述无效数据相同的 数据行相关的磁共振数据。
16. 根据权利要求14所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述控制单元控制上述取得单元，使得依照对每个上述心周期预定的计划收集与必要的数据行有关的磁共振数据，同时控制上述取得 单元，使得在各心周期的收集完成后，再次取得与上述无效数据相同 的数据行相关的磁共振数据。
17. 根据权利要求14所述的磁共振成像装置，其特征在于上述控制单元在上述无效数据的数据行被确定为重要度低的数据 行的情况下，控制上述取得单元，使得不进行与该数据行有关的磁共 振数据的再次收集。
18. —种磁共振成像方法，其特征在于包括 按照每个数据行取得被检者的与磁共振有关的磁共振数据， 对上述取得步骤进行控制，使得在根据上述被检者的心周期的开始时刻确定的收集期间中收集多个数据行的磁共振数据，在取得的上述磁共振数据中，将在根据取得该磁共振数据的心周期的结束时刻确定的无效期间中取得的数据行所相关的数据判断为无效数据，将在上述无效期间以外的期间取得的数据行所相关的数据判断为有效数据，使用上述有效数据，重构与上述被检者有关的图像。
19. 一种磁共振成像方法，其特征在于包括 按照每个数据行取得被检者的与磁共振有关的磁共振数据，对上述取得步骤进行控制，使得在根据上述被检者的心周期的开 始时刻确定的收集期间中收集一个或多个切片编码的量的磁共振数 据，在取得的上述磁共振数据中，将在根据取得该磁共振数据的心周 期的结束时刻确定的无效期间中取得了至少一部分的切片编码所相关 的数据判断为无效数据，将全部在上述无效期间以外的期间取得的切 片编码所相关的数据判断为有效数据，使用上述有效数据，重构与上述被检者有关的图像。
全文摘要
本发明的磁共振成像装置具备按照每个数据行取得被检者的与磁共振有关的磁共振数据的取得单元；控制上述取得单元，使得在根据上述被检者的心周期的开始时刻确定的收集期间中收集一个或多个单位数据群的磁共振数据的控制单元；在由上述取得单元取得的上述磁共振数据中，将在根据取得该磁共振数据的心周期的结束时刻确定的无效期间中取得了至少一部分的单位数据群所相关的数据判断为无效数据，将全部在上述无效期间以外的期间取得的单位数据群所相关的数据判断为有效数据的判断单元；使用上述有效数据，重构与上述被检者有关的图像的重构单元。
文档编号A61B5/055GK101176664SQ20071017005
公开日2008年5月14日 申请日期2007年11月9日 优先权日2006年11月10日
发明者杉浦聪 申请人:株式会社东芝;东芝医疗系统株式会社