专利名称：磁共振成像装置以及同步摄像方法
技术领域：
本发明涉及测定来自被检者中的氢或磷等的核磁共振(以下称作“NMR”)信号并对核的密度分布和弛豫时间分布等进行图像化的磁共振成像装置以及同步测量方法，特别涉及同步测量的摄像效率提高。
背景技术：
核磁共振成像(以下称作“MR”)装置是测量构成被检者的组织的原子核自旋产生的NMR信号(回波信号)，并对其头部、腹部、四肢等的形态或机能进行二维或三维图像化的装置。在摄像中，对于回波信号，由倾斜磁场付与不同相位编码并进行频率编码，来作为时间序列数据进行测量。所测量的回波信号，通过二维或三维傅立叶变换而重构为图像。在上述MRI装置的摄像中，一般需要几分钟到几十分钟的摄像时间，因此在摄像中不能避免被检者的心跳或呼吸等体动。为此，在图像上产生因体动所致的伪影 (artifact)从而画质会劣化的事实是公知的。在MRI装置的摄像中，作为避免上述问题点的方法，如专利文献1 3所公开的那样，利用如下方法在被检者处装备心电极或脉搏波传感器等来检测生物信号，将所检测出的生物信号作为触发信号，并使收集回波信号的时刻(timing)与心脏的运动等同步来进行摄像。即，在专利文献1 3中，通过与触发信号同步，仅在被检者的较小的运动的时相来选择性地进行回波信号的测量，从而良好地抑制了因体动所致的图像上的伪影。专利文献1 JP特开2008-125986号公报专利文献2 JP特开2008-136851号公报专利文献3 JP专利第4090619号公报在专利文献1和专利文献2中，由于仅在被检者的较小的运动的时相来选择性地进行回波信号测量，因此残留了摄像时间会延长的课题。而特别在专利文献3所讲述的心电同步测量方法中，在舒张期，执行按每固定的多次心跳来对收集规定的切片编码量份的回波信号的动作进行重复的三维扫描。这样，虽然排除了紊乱流动的血液流动的影响，测量的是在稳定的血液流动状态下的回波信号，提高了重构图像的对比度，但由于是按每固定的多次心跳来重复脉冲序列，因此所谓的摄像时间延长的课题仍然未解决。
发明内容
为此，本发明的目的在于，在利用了 MRI装置的、使与被检者的周期性的体动信息同步的摄像中，维持期望的图像对比度，并缩短摄像时间。为了实现上述目的，本发明，在与从具有周期性的体动的被检者的该周期性的体动信息中检测出的触发信息同步的回波信号的同步测量中，设置回波信号的测量期间之前的第一期间和之后的第二期间两者中的至少一者，将K空间分割成多个部分区域，并在与低空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量、和与高空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量中，使第一期间和第二期间两者中的至少一者不同。
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具体而言，本发明的MRI装置具备检测部，其从被检体的周期性的体动信息中检测触发信息；测量控制部，其对与触发信息同步来测量来自被检体的回波信号的同步测量进行控制；和运算处理部，其基于将回波信号的数据配置于K空间而形成的K空间数据，来取得被检体的图像；同步测量设置有回波信号的测量期间之前的第一期间和之后的第二期间两者中的至少一者，其中，运算处理部将K空间分割成多个部分区域，测量控制部，在与低空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量、和与高空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量中，使第一期间和第二期间两者中的至少一者不同。另外，本发明的同步摄像方法，具备检测步骤，从被检体的周期性的体动信息中检测触发信息；测量控制步骤，对与触发信息同步来测量来自被检体的回波信号的同步测量进行控制；将配置有回波信号的数据的K空间分割成多个部分区域的步骤；和运算处理步骤，利用回波信号来取得被检体的图像；同步测量设置有回波信号的测量期间之前的第一期间和之后的第二期间两者中的至少一者，其中，在测量控制步骤中，在与低空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量、和与高空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量中，使第一期间和第二期间两者中的至少一者不同。根据本发明的MRI装置以及同步摄像方法，在使与被检者的周期性的体动信息同步的摄像中，维持期望的图像对比度，并缩短摄像时间。
图1是表示本发明的MRI装置的一实施例的整体基本构成的框图。图2是表示本发明的三维K空间的分割的一例的图。图3是表示本发明的三维K空间的分割设定用⑶I的一例的图。图4是表示本发明的三维K空间的分割设定用GUI的其他一例的图。图5是表示本发明的第一实施方式的心电同步测量的一例的图。(a)是分别表示作为触发信号的心电波形的R波、和回波信号测量的时间表的图。(b)是表示用于回波信号测量的脉冲序列的时序图。图6是表示本发明的第一实施方式的处理流程的流程图。图7是表示在一个心跳周期中测量的回波数据数(N)的决定处理流程的流程图。图8是表示本发明的第二实施方式的心电同步测量的一例的图。(a)是分别表示在取得T2强调图像的情况下的触发信号和回波信号测量的时间表的图。(b)是表示用于回波信号测量的脉冲序列的时序图。图9是表示本发明的第二实施方式的处理流程的流程图。图10是表示与部分区域对应的触发信号待机次数(NT)的设定处理流程的流程图。符号说明1 被检者2 静磁场产生系统3 倾斜磁场产生系统4 测量控制部5 发送系统
6 接收系统7:信号处理系统8 中央处理装置(CPU)9 倾斜磁场线圈10:倾斜磁场电源11 高频振荡器12 调制器13 高频放大器14a 高频线圈(发送线圈)14b 高频线圈(接收线圈)15 信号放大器16:正交相位检波器17 :A/D 变换器18 磁盘19 光盘20 显示器21 :R0M(只读存储器)22 =RAM(随机存取存储器)23 轨迹球或鼠标24 键盘51 机架(gantry)52:工作台53 框体54 处理装置
具体实施例方式以下，依照附图，针对本发明的MRI装置的优选实施方式进行详细说明。此外，在用于说明发明的实施方式的全部图中，具有相同机能的部分标注同一符号，并省略其重复的说明。首先，基于图1说明本发明的MRI装置的一例的整体概要。图1是表示本发明的 MRI装置的一实施例的整体构成的框图。该MRI装置是利用NMR现象来得到被检者的断层图像的装置，如图1所示，MRI装置具备静磁场产生部2、倾斜磁场产生部3、发送部5、接收部6、信息处理部7、以及测量控制部4而构成。静磁场产生部2，若是垂直磁场方式，则在被检者1周围的空间中与其体轴正交的方向上，若是水平磁场方式，则在体轴方向上使均勻的静磁场产生，在被检者1的周围配置有永久磁铁方式、常导(normal conduction)方式、或超导方式的静磁场产生源。倾斜磁场产生部3由在MRI装置的坐标系(静止坐标系)X、Y、Z三轴方向上所卷绕的倾斜磁场线圈9、以及驱动各倾斜磁场线圈的倾斜磁场电源10构成。通过依照来自后述的测量控制部4的命令来驱动各线圈的倾斜磁场电源10，X、Y、Z三轴方向的倾斜磁场Gx、Gy、fe被施加于被检者1横躺的静磁场空间。摄像时，在与切片(slice)面(摄像截面)正交的方向上施加切片方向倾斜磁场脉冲( )，设定对于被检者1的切片面，在与该切片面正交且彼此正交的剩下的两个方向上施加相位编码方向倾斜磁场脉冲(Gp)和频率编码方向倾斜磁场脉冲(Gf)，并在回波信号中编码各方向的位置信息。发送部5为了在构成被检者1的生物组织的原子的原子核自旋中激发NMR现象， 对被检者1照射高频磁场脉冲(以下称为“RF脉冲”)，发送部5由高频振荡器11、调制器 12、高频放大器13、以及发送侧的高频线圈(发送线圈)1 构成。从高频振荡器11输出的高频脉冲，在基于来自测量控制部4的指令的时刻下，由调制器12进行振幅调制，并将该振幅调制后的高频脉冲由高频放大器13放大，之后，提供给接近被检者1进行配置的高频线圈14a，从而将RF脉冲照射到被检者1。接收部6检测通过构成被检者1的生物组织的原子核自旋的NMR现象而释放的回波信号，接收部6由接收侧的高频线圈(接收线圈)14b、信号放大器15、正交相位检波器 16、以及A/D变换器17构成。由从发送侧的高频线圈1 照射的RF脉冲所激发的被检者 1的响应的回波信号，由接近被检者1进行配置的高频线圈14b检测，并在由信号放大器15 放大后，在基于来自测量控制部4的指令的时刻下，由正交相位检波器16分割成正交的两个系统的信号，且分别由A/D变换器17转换为数字量，作为回波信号送往运算处理部7。以下，将变换为数字量的回波信号称作回波数据。测量控制部4是基于某个规定的脉冲序列来控制倾斜磁场产生部3、发送部5、以及接收部6，并对RF脉冲和倾斜磁场脉冲的施加、回波信号的测量进行重复的控制单元。测量控制部4在CPU8的控制下工作，将被检者1的断层图像的重构所需的回波信号收集所需的各种命令送往倾斜磁场产生部3、发送部5、以及接收部6，并对它们进行控制。信息处理部7进行各种数据处理和处理结果的显示以及保存等，由CPU(运算处理部)8、光盘19和磁盘18等外部存储装置、以及显示器20构成。若将来自接收部6的回波数据输入到CPU8中，则该回波数据被存储到CUP8内的与K空间对应的存储器中(以下，有关将回波信号或回波数据配置于K空间的内容的描述，是指将回波数据写入该存储器来进行存储。而且，将配置于K空间的回波数据称为K空间数据)。然后，CPU8对该K空间数据执行信号处理、图像重构等运算处理，在显示器20中显示作为其结果的被检者1的断层图像，并记录到外部存储装置。操作部25受理来自操作者的、MRI装置的各种控制信息或用上述运算处理部7进行的处理的控制信息的输入，由轨迹球或鼠标23、以及键盘M构成。该操作部25接近显示器20进行配置，操作者边观察显示器20边通过操作部25交互式地控制MRI装置的各种处理。本发明涉及的MRI装置还具备心电极31，其安装于被检者处并从被检者取得心电波形信号；和心电波形监测器32，其被输入来自心电极的信号，并检测被检者的心电波形以及其R波(触发信号)。心电波形监测器32检测出的心电波形信息(周期性的体动信息的一例)经由测量控制部4输入到CPU8，测量控制部4与触发信号(触发信息)同步，基于规定的脉冲序列来控制上述各部，由此控制同步测量。此外，在图1中，发送侧的高频线圈Ha和倾斜磁场线圈9，若在被检者1被插入的静磁场产生部2的静磁场空间内是垂直磁场方式，则与被检者1对置地进行配置，若是水平磁场方式，则按照环绕被检者1的方式进行配置。另外，接收侧的高频线圈14b按照与被检者1对置或环绕的方式进行设置。目前的MRI装置的摄像对象核种，在临床上普及的是被检者的主要构成物质，即氢原子核(质子)。通过对与质子密度的空间分布、激发状态的弛豫时间的空间分布有关的信息进行图像化，来对人体头部、腹部、四肢等的形态或机能进行二维或三维摄像。(K空间的分割)首先，关于本发明的K空间的分割进行说明。本发明的MRI装置以及同步摄像方法，在与从被检体的周期性的体动信息中检测出的触发信息同步的同步测量中，设置回波信号的测量期间之前的第一期间和之后的第二期间两者中的至少一者。然后，将K空间分割成多个部分区域，在与低空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量、和与高空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量中，使第一期间和第二期间两者中的至少一者不同。在K空间为二维的情况下，在相位编码方向上进行K空间的分割，在K空间为三维的情况下，在切片编码方向和相位编码方向两者中的至少一个方向上进行K空间的分割。K 空间的分割的一例如图2所示。图2示出将三维K空间200在切片编码方向(kz)上关于与通过原点的切片轴(Slice (kz))垂直的平面呈正负对称地分割的例子，在正负各侧分割成三个区域(区域201、202、203)。具体而言，CPU8将三维K空间分割成包含原点的低空间频率侧的部分区域201、和在该部分区域201两侧的高空间频率侧分别分割的两个部分区域202-1以及203-1、和202-2以及203-2 (关于连字符号“-”以后的数字，1是指K空间切片编码方向(Kz)的正侧，2是指负侧)。进而，分割的比例能够按照操作者的设定而变更。 图2示出将部分区域201设定为三维K空间整体的50%，且将部分区域202和部分区域203 分别设定为三维K空间整体的各25%，来分割三维K空间的例子。此外，还可以在相位编码方向上分割K空间。将各分割区域占三维K空间整体的比例设为由操作者可变更的摄像参数。该各分割区域占K空间整体的比例的设定能够如图3所示那样经由⑶1300由操作者进行。图 3所示的例子是在操作者输入设定⑶1300上的三维K空间的分割数(kgment#(301))后， CPU8使用于分别决定各部分区域占整体的比例(Data Rate)的标签(tag)显示在显示器 20中，操作者对于每部分区域占三维K空间整体的比例标签(302，303，304)输入设定期望的数值。CPU8基于这些操作者的设定输入来决定各自的部分区域的比例，并且将该设定信息通知给测量控制部4。或者，如图4所示，还能够使操作者仅输入设定三维K空间的分割数 (Segment#301)、以及K空间的低空间频率侧的部分区域占K空间整体的比例(Data Rate302)，CPU8将剩余的部分区域占K空间整体的比例设为平均分割，来计算并决定剩余的部分区域占K空间整体的比例，并将各部分区域的比例通知给测量控制部4。以下，以假设体动为心脏的跳动，周期性的体动信息为心电波形，触发信号(触发信息的一例)为心电波形的R波，且与该触发信号同步来控制回波信号的测量的心电同步测量为例，说明本发明的各实施方式。但是，本发明不局限于心电同步测量，还能够应用于血液流动的脉动或关节的周期性的运动等其他周期性的体动。(第一实施方式)
接下来，关于本发明的MRI装置以及同步摄像方法的第一实施方式进行说明。本实施方式在触发信息和回波信号的测量期间之间设定延迟时间来作为第一期间，并使与高空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量中的延迟时间比与低空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量中的延迟时间短。本实施方式适合例如Tl强调图像的取得。以下，基于图5 图7说明本实施方式。首先，用图5来说明本实施方式的概要。图5示出检测被检者的心电波形，并将其 R波作为触发信号，与该触发信号同步进行的本实施方式的心电同步测量的一例。图5(a) 分别示出了作为触发信号的心电波形的R波、和回波信号测量的时间表。另外，图5(b)示出了用于回波信号测量的脉冲序列的一例的时序图。若由操作者来起动图5所示的心电同步测量，则测量控制部4与触发信号501同步来驱动脉冲序列。测量控制部4以短的重复时间(TR)重复该脉冲序列并测量回波信号(503)，但在部分区域201的回波信号测量中，从触发信号起经过一定时间(延迟时间 Delay time)不进行回波信号收集而进行空测量502。该空测量502虽然用相同的脉冲序列，但不测量回波信号，或者即使测量也不用于图像重构。而像这样从触发信号起设置一定的延迟时间来进行空测量的理由是，延迟时间的时间带为心脏的收缩期，心脏的运动快，因此在心脏的运动较缓的舒张期来进行回波信号的测量。这样，能够减少因心脏的运动而在图像上产生的伪影，从而取得高画质的图像。测量控制部4在从触发信号起经过一定时间(延迟时间Delay time)后，在被检者的体动少的时间带，以短的重复时间(TR)来改变相位编码，至少重复脉冲序列一次，至少测量与部分区域201对应的回波信号一次以上。然后，测量控制部4在这样的延迟时间后，在每一个心跳周期中，以多次心跳来重复执行以短的重复时间(TR)来重复脉冲序列而进行的回波信号的测量，并将与部分区域201对应的回波信号全部测量。其次，若转移到部分区域202的回波信号的测量，则测量控制部4将延迟时间设定得较短，并使在一个心跳周期中测量的回波信号的数目增加。在图5中，与部分区域201的回波信号测量时比较，部分区域202的回波信号测量时的延迟时间将变短脉冲序列的重复时间(TR)的一次重复时间份(1TR)，但延迟时间的缩短并不限定于1TR，另外，也不限定于脉冲序列的重复时间(TR)单位，而能够任意地进行设定。同样，在转移到部分区域203的回波信号测量的阶段，测量控制部4与部分区域 202的回波信号测量时比较，将部分区域203的回波信号测量时的延迟时间进一步设定短， 从而使在一个心跳周期中测量的回波信号的数目增加。图5的例子示出设定为延迟时间等于零(Delay Time = 0)的情况。即，测量控制部4在触发信号后没有空测量而立即进行回波信号的测量。—般而言，低空间频率区域的回波信号，其强度大，是支配包含图像的对比度在内的画质的重要的信号。通过设定延迟时间以使能够在心脏的运动较缓的舒张期测量这样的低空间频率区域的回波信号，来减少因运动而引起的伪影，能够取得具有期望的对比度的图像。另一方面，高空间频率区域的回波信号，与低空间频率区域的回波信号不同，不影响图像的对比度，而有助于图像的分辨率。另外，由于高空间频率区域的回波信号的强度小，因此对图像的影响少。因而，如本实施方式那样，以减少延迟时间而落入收缩期中的时
9间带来测量部分区域202和203的回波信号，即使在图像重构中使用这些回波信号也对图像的影响轻微。因而，像本实施方式那样，越是高空间频率区域的回波信号，越可以减少延迟时间来进行测量。反之，由于能够通过缩短高空间频率区域的回波信号测量时的延迟时间来增加能测量的回波信号数，因此能够缩短整体的摄像时间。另外，本实施方式，如前所述，在一个心跳周期内，以短的重复时间(TR)来重复脉冲序列从而测量回波信号。为此，本实施方式适合Tl强调图像的取得。为此，作为适合Tl 强调图像的取得的脉冲序列，例如，利用图5(b)所示的自旋回波(SE)序列。图5(b)所示的时序图的RF、Gs、Gp、Gf以及Echo分别表示RF脉冲、切片倾斜磁场、相位编码倾斜磁场、频率编码倾斜磁场、以及回波信号。在将切片选择倾斜磁场512施加于被检者的状态下，对被检者施加90度RF脉冲511，来90度激发期望的区域的磁化，从而使横磁化产生。其后，立即施加切片重相位倾斜磁场513来使伴随期望区域的激发的横磁化的相位分散再次收敛。 接下来，施加切片编码倾斜磁场514，在回波信号的相位对切片编码方向的空间信息进行编码。另外，为了使对称的回波信号产生，施加频率失相(cbphase)倾斜磁场515，使横磁化的相位分散。其后，施加切片倾斜磁场517和180度RF脉冲516，使横磁化反相180度而再次收敛。然后，施加相位编码倾斜磁场518，在回波信号的相位对相位编码方向的空间信息进行编码，一边施加频率编码倾斜磁场519 —边测量回波信号520。这样，对回波信号520对频率编码方向的空间信息进行编码。一边将以上的各脉冲变为切片编码倾斜磁场514和相位编码倾斜磁场518两者中的至少一者，一边以短的重复时间(TR)进行重复，来测量各部分区域的回波信号。另外，本实施方式通过利用前述的延迟时间来进行空测量，能够在回波信号测量前使来自激发区域的回波信号的强度稳定化。特别在与低空间频率区域对应的回波信号的测量时，通过积极利用延迟时间来进行空测量，从而测量强度稳定的回波信号而取得高画质的图像。以上是本实施方式的概要。接下来，利用图6、图7所示的流程图来说明本实施方式的动作流程。图6表示本实施方式的动作流程的概要，图7特别表示步骤602的处理的详细情况。这些处理流程作为程序存储于外部存储装置，根据需要通过CPU8读取到其存储器中执行来执行。此外，图6、图7表示了，在经由例如图3、图4所示的GUI而事先由操作者输入设定三维K空间的分割数，CPU8按照该输入的设定值来决定K空间的分割数后的处理流程。在步骤601中，若由操作者起动心电同步测量，则测量控制部4将被检体的心电波形中的R波作为用于进行同步测量的触发信号来开始其得读取。在步骤602中，决定与三维K空间的部分区域对应的、在一个心跳周期中测量的回波信号数(N)或延迟时间(Td)等。该决定处理的详细情况基于图7进行后述。此外，步骤 601和602的执行顺序哪一个在先均可。在步骤603中，控制测量部4等待触发信号。在步骤604中，如接收到触发信号，则测量控制部4进行待机步骤602中决定的延迟时间(Td)的处理。在该延迟时间(Td)期间中，测量控制部4进行前述的空测量605。在步骤606中，将经过延迟时间(Td)后的时间点设为被检者的运动最少的时刻， 如图5所示，执行一个心跳周期的回波信号测量。即，测量控制部4改变切片编码倾斜磁场或者相位编码倾斜磁场的施加量，进行在步骤602中所设定的、在一个心跳周期中测量的回波信号数份的测量。在步骤607中，在一个心跳周期的回波信号测量结束、且心电同步测量未结束的情况下，回到步骤601，进行再次触发信号的读取的开始、和在与K空间的部分区域对应的一个心跳周期中收集的回波信号数的决定，且直到摄像结束为止都重复执行步骤601 606。以上，是本实施方式的处理流程的概要。接下来，基于图7所示的流程图来说明步骤602的在一个心跳周期中测量的回波信号数的决定处理流程。在步骤701中，CPU8以部分区域201的回波信号测量时的延迟时间(Tdl)和测量的回波信号数(Ni)为基准，求取部分区域202的回波信号测量时的、延迟时间(Td2)、测量回波信号数(N2)、和部分区域203的回波信号测量时的、延迟时间(Td3)、测量回波信号数 (N3)。此外，测量回波信号数(Ni)和延迟时间(Tdl)可以是例如下述情况中的任一者操作者设定测量回波信号数(Ni)和延迟时间(Tdl)的情况；在操作者设定测量回波信号数 (Ni)后，CPU8计算延迟时间(Tdl)的情况；以及在操作者设定延迟时间(Tdl)后，CPU8计算测量回波信号数(Ni)的情况。分割区域202、分割区域203中的延迟时间、测量回波信号数作为摄像参数，能够例如利用由操作者设定的摄像高速化率Rapid Rate并通过下式求取。N2 = Nl X (1+Rapid Rate/100)，Td2 = Tdl+TRX (N2-N1) (1)N3 = N2X (1+Rapid Rate/100)，Td3 = Td2+TRX (N3-N2)摄像高速化率Rapid Rate能够按照延迟时间最终成为最小值的方式自动计算出来，即，最后的部分区域(在这种情况下为部分区域20 的回波信号测量时的延迟时间成为最小值。在步骤702中，CPU8判断是否为部分区域202的回波信号的测量，若是，则在步骤703中，将延迟时间和测量回波信号数分别设定为在(1)式中求得的部分区域202的值 Td2、N2,并通知给测量控制部4。在步骤704中，CPU8判断是否为部分区域203的回波信号的测量，若是，则在步骤705中，将延迟时间和测量回波信号数分别设定为在(1)式中求得的部分区域203的值 Td3、N3,并通知给测量控制部4。以上，是步骤602的在一个心跳周期中测量的回波信号数的决定处理流程的说明。如以上说明所述，根据本实施方式的MRI装置以及同步摄像方法，通过将三维K空间在切片编码方向上分割多个，并与所分割的部分区域的切片编码方向的位置对应，使测量回波信号时的延迟时间不同，能够使在一个心跳周期中测量的回波信号数增加，进行摄像时间的缩短化。具体而言，通过设定低空间频率侧的部分区域的回波信号的测量时的延迟时间以使得成为期望的图像对比度，能够将三维图像的对比度维持为期望的状态。然后， 通过将高空间频率侧的部分区域的回波信号的测量时的延迟时间设得比低空间频率侧的部分区域的回波信号的测量时的延迟时间短，能够在高空间频率侧的部分区域中使在一个心跳周期中测量的回波信号数增加，进行摄像时间的缩短化。此外，虽然在以上的本实施方式的说明中，以三维测量为例，但在二维的心电同步测量中，通过将二维K空间在相位编码方向上分割成多个，并按照所分割的部分区域的相位编码方向的位置，来使测量回波信号时的延迟时间不同，能够在将二维图形的对比度维持为期望的状态的同时，使在一个心跳周期中测量的回波信号的数目增加，进行摄像时间的缩短化。(第二实施方式)接下来，说明本发明的MRI装置以及同步摄像方法的第二实施方式。本实施方式设定从一个回波信号测量期间起到成为下一个回波信号测量期间的触发的触发信息为止的等待时间作为第二期间，使与高空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量中的等待时间比与低空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量中的等待时间短。优选是使等待时间相异周期性的体动的一个周期的整数倍。即，针对用于进行回波信号的测量的脉冲序列的重复时间，使在与高空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量的情况下的重复时间比在与低空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量的情况下的重复时间短。本实施方式适合例如T2强调图像的取得。以下，基于图8 图10仅说明与前述的第一实施方式不同的点，并省略相同点的说明。首先，用图8说明本实施方式的概要。图8示出检测被检者的心电波形并将其R波作为触发信号，与该触发信号同步进行的、本实施方式的心电同步测量的一例。图8(a)分别示出了在取得T2强调图像的情况下的触发信号和回波信号测量的时间表。图8(b)示出了用于回波信号测量的脉冲序列的一例的时序图。测量控制部4从触发信号801-la的检测起经过一定时间(延迟时间Delay time)后，起动脉冲序列来进行回波信号测量802-la。在该脉冲序列中，如图8 (b)所示，利用能测量多个回波信号的FSE序列或EPI序列等的多重回波式的脉冲序列。详细情况将后述。测量控制部4基于这样的脉冲序列来控制规定数目的回波信号的测量。在该心跳周期下的回波信号测量后，为了得到T2强调图像，将几(例如2，；3)次心跳作为等待时间，在经过该等待时间后，在触发信号801-lb的再次检出后，起动脉冲序列来进行回波信号的测量 802-lb。测量控制部4按每多个心跳周期(在此为每三个心跳周期)来重复多次这样的将延迟时间后的回波信号的测量、和几个心跳周期份的等待时间的待机作为一个单位的处理，也就是说，使脉冲序列的重复时间(TRl)=三个心跳周期，来测量部分区域201的回波信号。接下来，若转移到分割区域202的回波信号测量，则测量控制部4从触发信号 801- 的检测起，与部分区域201的测量时相同，在经过一定时间(延迟时间Delay time) 后，起动脉冲序列来进行回波信号的测量802-加。将其后的等待时间设定得比分割区域 201的回波信号测量时短。在图8(a)的例子中，将脉冲序列结束后的等待时间设定得比分割区域201的情况短一次心跳周期份。但是，本实施方式不是要规定一个心跳周期作为等待时间的缩短程度，而能够任意地设定。然后，在该等待时间后，在触发信号801-2b的再次检出后，起动脉冲序列来进行回波信号的测量802-2b。测量控制部4按每多个心跳周期(在此为每两个心跳周期)来重复多次这样的将延迟时间后的回波信号的测量、和比部分区域201的回波信号测量时短一个以上心跳动周期份的待机时间的待机作为一个单位的处理，也就是说，使脉冲序列的重复时间(TR2)=两个心跳周期，来测量部分区域202的回波信号。同样，在转移到分割区域203的回波信号测量后的阶段，测量控制部4将脉冲序列动作后的等待时间设定得比分割区域202的回波信号测量时短，从而使回波信号的测量周期缩短。也就是说，若转移到分割区域203的回波信号测量，则测量控制部4从触发信号 801_3a的检测起，与部分区域201的测量时相同，在经过一定时间(延迟时间Delay time) 后，起动脉冲序列来进行回波信号的测量802-3a。将其后的等待时间设定得比分割区域 202的回波信号测量时短。在图8(a)的例子中，使脉冲序列结束后的等待时间与分割区域202的情况比较要短一个心跳周期份，其结果是，成为一个心跳周期以下的时间。然后， 在该等待时间后，在触发信号801- 的再次检出后，起动脉冲序列来进行回波信号的测量 802-北。也就是说，测量控制部4使脉冲序列的重复时间(TR3)= —个心跳周期来测量部分区域203的回波信号。总结以上的说明，本实施方式通过针对用于进行回波信号的测量的脉冲序列的重复时间(TR)，使等待时间不同，来使在与高空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量的情况下的重复时间比在与低空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量的情况下的重复时间短。此外，在与高空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量中，可以使延迟时间等于零(Delay time = 0)。另外，本实施方式如前所述，与部分区域对应，按每一个以上的心跳周期来重复多重回波式的脉冲序列从而测量回波信号。特别在低空间频率侧的部分区域中，按每多个心跳周期来重复脉冲序列。因此，本实施方式适合T2强调图像的取得。为此，作为适合T2强调图像的取得的脉冲序列，利用如图8(b)所示的FSE序列。图8(b)所示的时序图的RF、Gs、 Gp、Gf以及Echo与图5(b)相同。FSE序列是重复图5(b)所示的自旋回波序列的180度RF 脉冲(516-1 516-6)和切片倾斜磁场(517-1 517-5)和频率编码倾斜磁场(519-1 519-5)来测量多个回波信号(520-1 520-5)的脉冲序列，并在各回波信号的测量的前后， 将绝对量相同且极性不同的施加量的一对相位编码倾斜磁场(801-la、801-lb 801- ， 其中，801-5b、801-3施加量零)按每回波信号的测量来改变其施加量而进行施加。为此，不施加相位编码倾斜磁场518。这样，能够用一次的90度RF脉冲511来测量相位编码不同的多个回波信号(520-1 520-5)。以上是本实施方式的概要。接下来，利用图9、图10所示的流程图来说明本实施方式的动作流程。图9示出本实施方式的动作流程的概要，图10示出特别是步骤901的处理的详细情况。这些处理流程作为程序存储在外部存储装置中，根据需要由CPU8读取到其存储器中执行，由此执行。此外，与前述的第一实施方式的图6、图7的说明相同，操作者输入设定三维K空间的分割数，CPU8按照所输入的设定值来决定K空间的分割数。在步骤901中，若由操作者起动心电同步测量，则与进行摄像的K空间的部分区域对应，进行触发信号待机次数(NT)的设定。该设定处理的详细情况基于图10进行后述。在步骤902中，在上述触发信号待机次数(NT)的设定完成后，测量控制部4开始触发信号的读取。在步骤903中，测量控制部4若接收到触发信号，则在步骤904中，从所设定的触发信号待机次数(NT)中减1。
在步骤905中，测量控制部4待机事先所设定的延迟时间(Td)。若在该延迟时间期间中进行前述的空测量，则其后测量的回波信号的强度稳定，从而能够得到高画质的图像。在步骤906中，将经过延迟时间(Td)后的时间点设为被检者的运动最少的时刻， 测量控制部4执行例如图8(b)所示那样的脉冲序列。在步骤907中，在该成像扫描结束后，测量控制部4再次进行触发信号的读取，若接收到触发信号，则进行从设定的触发信号待机次数(NT)中减去1的处理步骤908，且直到 NT = 0为止都执行(909)。在步骤910中，若上述待机时间结束，则在不是摄像结束的情况下，回到步骤901， 再次进行触发信号待机次数(NT)的设定，且直到摄像结束为止都重复上述步骤901 909。以上是本实施方式的处理流程的概要。接下来，基于图10所示的流程图来说明与步骤901的K空间的部分区域对应的触发信号待机次数(NT)的设定处理流程的概要。在步骤1001中，CPU8以分割区域201测量时的触发信号待机次数(NTl)为基准， 进行部分区域202的触发信号待机次数(ND)、和部分区域203的触发信号待机次数(NT3) 的设定。此外，触发信号待机次数(NTl)可以是例如操作者设定触发信号待机次数(NTl) 和预先存储规定的值中的任一者。在分割区域202、分割区域203中的触发信号待机次数作为摄像参数，能够例如利用由操作者设定的摄像高速化率Rapid Rate并通过下式求取。NT2 = NTlX (1-Rapid Rate/100) (2)NT3 = NT2X (1-Rapid Rate/100)摄像高速化率Rapid Rate例如与前述的第一实施方式相同，也能够按照延迟时间最终成为最小值的方式自动地计算出来。在步骤1002中，CPU8判断是否为部分区域202的回波信号的测量，若是，则在步骤1003中，将触发信号待机次数设定为用( 式求得的部分区域202的值NT2。在步骤1004中，CPU8判断是否为部分区域203的回波信号的测量，若是，则在步骤1005中，将触发信号待机次数设定为用( 式求得的部分区域203的值NT2。以上，是与步骤901的K空间的部分区域对应的触发信号待机次数(NT)的设定处理流程的说明。如以上说明所述，根据本实施方式的MRI装置以及同步摄像方法，通过将三维K空间在切片编码方向上分割多个，并与所分割的部分区域的切片编码方向的位置对应，使在测量回波信号后的等待时间不同，能够进行摄像时间的缩短化。具体而言，通过设定低空间频率侧的部分区域的回波信号的测量时的等待时间以使得成为期望的图像对比度，能够将三维图像的对比度维持成期望的状态。然后，通过将高空间频率侧的部分区域的回波信号的测量时的等待时间设定得比低空间频率侧的部分区域的回波信号的测量时的等待时间短，能够进行摄像时间的缩短化。
以上是本发明的MRI装置以及同步摄像方法的心电同步测量的各实施方式的说明。 但是，本发明的MRI装置以及同步摄像方法不限于在上述各实施方式的说明中所公开的内容，能够在本发明的内容的基础上取得其他方式。例如，可以对第一实施方式的每部分区域的延迟时间的控制和第二实施方式的每部分区域的等待时间的控制进行组合来实施。另外，在第一实施方式中，可以利用FSE序列来取得T2强调图像，在第二实施方式中，可以利用质子强调图像的取得、自旋回波(SE)序列。
权利要求
1.一种磁共振成像装置，具备检测部，其从被检体的周期性的体动信息中检测触发信息；测量控制部，其对与所述触发信息同步来测量来自所述被检体的回波信号的同步测量进行控制；和运算处理部，其基于将所述回波信号的数据配置于K空间而形成的K空间数据，来取得所述被检体的图像，所述同步测量设置有所述回波信号的测量期间之前的第一期间和之后的第二期间两者中的至少一者，所述磁共振成像装置的特征在于，所述运算处理部将所述K空间分割成多个部分区域，所述测量控制部，在与低空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量、和与高空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量中，使所述第一期间和所述第二期间两者中的至少一者不同。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述K空间是包括切片编码方向和相位编码方向在内的三维空间，所述K空间的分割在切片编码方向上进行。
3.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述测量控制部在所述触发信息和所述回波信号的测量期间之间设置延迟时间作为所述第一期间。
4.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述测量控制部使与所述高空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量中的所述延迟时间比与所述低空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量中的所述延迟时间短。
5.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述测量控制部按每一个心跳周期来重复与所述部分区域对应的回波信号的测量。
6.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述测量控制部设置从一个回波信号测量期间起到成为下一个回波信号测量期间的触发的触发信息为止的等待时间作为所述第二期间。
7.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述测量控制部使与所述高空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量中的所述等待时间比与所述低空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量中的所述等待时间短。
8.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述测量控制部使所述等待时间相异所述周期性的体动的一个周期的整数倍。
9.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述测量控制部按每多个心跳周期来重复与所述低空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量。
10.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述测量控制部在所述触发信息和所述回波信号的测量期间之间设置延迟时间作为所述第一期间，且与所述部分区域无关地使所述延迟时间相同。
11.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述测量控制部，针对用于进行所述回波信号的测量的脉冲序列的重复时间，使在与所述高空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量的情况下的重复时间比在与所述低空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量的情况下的重复时间短。
12.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述测量控制部利用自旋回波序列来进行所述回波信号的测量。
13.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述测量控制部利用多重回波式的脉冲序列来进行所述回波信号的测量。
14.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述磁共振成像装置具备输入设定部，该输入设定部受理用于将所述K空间分割成多个部分区域的分割数、和至少一个部分区域相对于所述K空间的比例的设定。
15.一种同步摄像方法，具备检测步骤，从被检体的周期性的体动信息中检测触发信息；测量控制步骤，对与所述触发信息同步来测量来自所述被检体的回波信号的同步测量进行控制；和运算处理步骤，利用所述回波信号来取得所述被检体的图像，所述同步测量设置有所述回波信号的测量期间之前的第一期间和之后的第二期间两者中的至少一者，所述同步摄像方法的特征在于，还具备将配置有所述回波信号的数据的K空间分割成多个部分区域的步骤，在所述测量控制步骤中，在与低空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量、和与高空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量中，使所述第一期间和所述第二期间两者中的至少一者不同。
16.根据权利要求15所述的同步摄像方法，其特征在于，在所述测量控制步骤中，在所述触发信息和所述回波信号的测量期间之间设置延迟时间作为所述第一期间。
17.根据权利要求15所述的同步摄像方法，其特征在于，在所述测量控制步骤中，设置从一个回波信号测量期间起到成为下一个回波信号测量期间的触发的触发信息为止的等待时间作为所述第二期间。
18.根据权利要求15所述的同步摄像方法，其特征在于，在所述测量控制步骤中，针对用于进行所述回波信号的测量的脉冲序列的重复时间， 使在与所述高空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量的情况下的重复时间比在与所述低空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量的情况下的重复时间短。
全文摘要
在使与被检者的周期性的体动信息同步的摄像中，维持期望的图像对比度，并缩短摄像时间。为此，在与从具有周期性的体动的被检者的该周期性的体动信息中检测出的触发信息同步的回波信号的同步测量中，设置回波信号的测量期间之前的第一期间和之后的第二期间两者中的至少一者，并将K空间分割成多个部分区域，且在与低空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量、和与高空间频率侧的部分区域对应的回波信号的测量中，使第一期间和第二期间两者中的至少一者不同。
文档编号A61B5/055GK102238909SQ20098014873
公开日2011年11月9日 申请日期2009年11月26日 优先权日2008年12月4日
发明者板垣博幸, 熊井秀树 申请人:株式会社日立医疗器械