磁共振成像装置的制作方法

专利名称：磁共振成像装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及取得用于根据从被检体(subject)放射出的磁共振信号进行医用诊 断的信息的技术。
背景技术：
^h dynamic susceptibility contrast-magnetic resonanceimaging(DSC-MRI 动态磁敏感性对比磁共振成像)或dynamiccontrast-enhanced MRI (DCE-MRI 动态对比 增强磁共振成像)等使用血管内造影剂的灌流成像(perfusion imaging)中，由于血管成 为诊断上的障碍，因此希望在解析映像上将其排除。能够对已经描出血管的图像通过阈值 处理等的图像处理排除血管，但是，不只是需要多余的处理，阈值的最佳设定也是困难的。 另外，在这种图像中，通常，为了重视信号噪声比(SNR)与时间分辨率，大多数情况下在低 空间分辨率下进行成像。因此，根据部分容积(partial volume)效应，血管附近的实质 部也被排除。另外，在去卷积(deconvolution)法等使用动脉输入功能(arterial input function) (AIF)的方法中，由于在解析中使用血管部分所以不能排除。自旋回波(SE)体系 与梯度回波(GRE)体系相比血管信号抑制效果好，但是并不充分。在使用GRE体系的平面回波成像(echo planar imaging) (EPI)法的功能磁共 振成像(functional MRI) (fMRI)中，能够观察组织(包含毛细血管的组织)的活动变 化，但是比较粗的血管内的流入(in-flow)效应或血氧水平依赖(blood oxygenation level dependent) (BOLD)效应，特别是在观察与血管毗邻的组织的活动变化上成为障 碍。在不使用通常的EPI法的自旋卷绕(spin-warp)型的GRE中，特别是流动效应相 对于原来的BOLD成为伪影。在图像处理上存在与上述相同的问题。另外，最近报告的 diffusion-weighted (DW)-fMRI (参考 “Le Bihanet al. PNAS 103，8263-8268，2006)，其主 要目的是使用1000以上的大b值(b-factor)，试着根据组织内间质液或细胞内液等的D系 数的差分离组织细胞内的D系数的变动。像这样，以往，存在当描出像毛细血管中流动的血液或造影剂那样的以比较低的 速度流动的流体时，像动脉或静脉中流动的血液或造影剂那样的以比较高的速度流动的流 体也会被描出的问题。

发明内容
鉴于上述情况，希望能够将以比较低的速度流动的流体相对于以比其更高的速度 流动的流体强调地描出。根据本发明的第1实施方式提供一种磁共振成像装置，其特征在于，包括收集单元，利用第1序列收集在投放造影剂前在成像区域内产生的磁共振信号，并且利用第2序列 收集在投放上述造影剂后在上述成像区域内产生的磁共振信号，其中，第1序列是使射频 激励后的磁化失相从而使关于在第1流速范围内流动的流体的第1磁共振信号分量与关于 在比上述第1流速范围低的第2流速范围流动的上述流体的第2磁共振信号分量相比信号 大幅度降低的序列，第2序列是设定为与上述造影剂的浓度对应的大小的序列；重建单元， 根据利用上述第1以及第2序列分别收集到的上述磁共振信号，分别重建将上述流体在上 述成像区域中的空间分布反映上述磁共振信号大小而表示的第1图像以及第2图像；以及 生成单元，根据上述第1图像以及上述第2图像生成表示了在投放上述造影剂后相对于投 放前的上述流体的变化程度的第3图像。根据本发明的第2实施方式提供一种磁共振成像装置，其特征在于，包括收集单 元，利用失相序列收集在成像区域内产生的磁共振信号，该失相序列是使射频激励后的磁 化失相从而使在第1流速范围内流动的流体与在比上述第1流速范围低的第2流速范围流 动的上述流体相比信号大幅度降低的序列；以及重建单元，根据通过上述收集单元所收集 到的上述磁共振信号重建将上述流体在上述成像区域中的空间分布反映上述磁共振信号 的大小而表示的图像。根据本发明的第3实施方式提供一种磁共振成像装置，其特征在于，包括收集 单元，使用使包含倾斜磁场失相脉冲的血管信号降低并较黑地描出血管的黑血法(black blood法)对投放阴性造影剂前的被检体进行成像，使用规定的成像方法对投放上述阴性 造影剂后的被检体进行动态成像；重建单元，根据对上述造影剂投放前的被检体进行成像 所取得的磁共振信号重建基准图像，并且根据对上述造影剂投放后的被检体进行动态成像 所取得的磁共振信号重建多时相的造影图像；以及生成单元，根据上述基准图像以及上述 造影图像生成诊断用图像。根据本发明的第4实施方式提供一种磁共振成像装置，其特征在于，包括收集单 元，分别以第1条件和第2条件收集在成像区域内产生的磁共振信号，其中，第1条件是使关 于在第1流速范围内流动的流体的第1磁共振信号分量的信号水平相对于关于在比上述第1 流速范围低的第2流速范围流动的上述流体的第2磁共振信号分量的信号水平在规定方向上 不同的条件，第2条件是使上述第1磁共振信号分量的信号水平相对于上述第2磁共振信号 分量的信号水平在上述规定方向上不同，并且上述第1以及第2磁共振信号分量的信号水平 都相对于上述第1条件在上述规定方向上不同，而且对于其变化量，上述第2磁共振信号分量 相对于上述第1磁共振信号分量增大的条件；重建单元，根据分别以上述第1以及第2条件 收集到的上述磁共振信号，分别重建将上述流体在上述成像区域中的空间分布反映上述磁共 振信号大小而表示的第1图像以及第2图像；以及生成单元，根据上述第1图像以及上述第2 图像生成表示了在上述第1条件与上述第2条件下的信号水平的变化程度的第3图像。在下面的描述中将说明本发明的其它目的和优点，部分内容可以从说明书的描述 中明显看出或者可以通过实施本发明而理解。本发明的目的和优点可以通过下文中具体指 出的实施方法和其组合实现和获得。


结合在这里并构成说明书的一部分的附图描述本发明当前优选的实施方式，并且与上述的总的说明以及下面的优选实施方式的详细描述一同用来说明本发明的原理。图1为表示一实施方式的磁共振成像装置(MRI装置)的概略结构的图。图2为表示用于使横磁化失相的脉冲序列的一例的图。图3为表示用于使纵磁化失相的脉冲序列的一例的图。图4为表示使用阴性造影剂时的原信号强度_时间曲线的图。图5为表示根据图4所示的原信号强度_时间曲线求出的浓度_时间曲线的图。图6为表示CBF(脑血流)映像的一例的图。图7为表示一般DSC-MRA时的原信号强度-时间曲线的图。图8为表示根据图7所示的原信号强度_时间曲线求出的浓度_时间曲线的图。图9为表示一般DSC-MRA时的CBF映像的一例的图。图10为表示算出一般的动态成像中的诊断用图像的信号值的情况的图。图11为表示算出一实施方式的动态成像中的诊断用图像的信号值的情况的第1 例子的图。图12为表示算出一实施方式的动态成像中的诊断用图像的信号值的情况的第2 例子的图。图13为表示算出一实施方式的动态成像中的诊断用图像的信号值的情况的第3 例子的图。图14为表示通过组合不同的b强度分别取得基准图像时的原信号强度_时间曲 线的图。图15为表示根据图14所示的原信号强度-时间曲线求出的浓度-时间曲线的图。图16为表示背景相位校正的情况的图。图17为表示余弦滤波的特性的图。图18为表示进行余弦滤波处理时的摄像步骤的一例的流程图。图19为表示进行余弦滤波处理时的摄像步骤的一例的流程20为表示在背景相位校正以及余弦滤波处理后造影前后的血管信号的一例的 图。图21为表示在背景相位校正以及余弦滤波处理后造影前后的血管信号的一例的 图。图22为使用血管与背景的空间分布表示余弦滤波处理的效果的图。
具体实施例方式以下，参照

本发明的一实施方式。图1为表示本实施方式的磁共振成像装置(MRI装置)100的概略结构的图。该MRI装置100具备床部、静磁场产生部、倾斜磁场产生部、发送接收部以及控 制 运算部。床部使载置的被检体200移动。静磁场产生部产生静磁场。倾斜磁场产生部 产生用于向静磁场附加位置信息的倾斜磁场。发送接收部发送接收射频信号。控制运算部 担负系统整体的控制以及图像重建。并且，MRI装置100中，作为上述各部的构成要素具有 磁铁1、静磁场电源2、勻场线圈3、勻场线圈电源4、床板5、倾斜磁场线圈单元6、倾斜磁场 电源7、RF线圈单元8、发送器9T、接收器9R、定序器(序列控制器)10、运算单元11、存储单元12、显示器13、输入器14、声音发生器15以及主计算机16。另外，MRI装置100与计 测作为表示被检体200的心脏跳动的信号的ECG信号的心电计测部连接。静磁场产生部包含磁铁1、静磁场电源2、勻场线圈3以及勻场线圈电源4。作为磁 铁1，例如可以使用超导磁铁或常导磁铁。静磁场电源2向磁铁1供给电流。另外，作为磁 铁1采用超导磁铁时，静磁场电源2可以省略。这样，静磁场产生部在送入被检体200的圆 筒状的空间(诊断用空间)中产生静磁场氏。该静磁场氏的磁场方向与诊断用空间的轴 方向(Z轴方向)大致一致。勻场线圈3接受来自主计算机16的控制下的勻场线圈电源4 的电流供给，产生用于使静磁场均勻化的校正磁场。床部将载置了被检体200的床板5送入诊断用空间，或从诊断用空间抽出。 倾斜磁场产生部包含倾斜磁场线圈单元6以及倾斜磁场电源7。倾斜磁场线圈单 元6被配置在磁铁1的内侧。倾斜磁场线圈单元6具备用于产生互相正交的X轴方向、Y 轴方向以及Z轴方向上的各倾斜磁场的3组线圈6x、6y、6z。倾斜磁场电源7在定序器10 的控制下，向线圈6x、6y、6z分别供给用于产生倾斜磁场的脉冲电流。倾斜磁场产生部通过 控制从倾斜磁场电源7向线圈6x、6y、6z供给的脉冲电流，合成作为物理轴的3轴(X轴、Y 轴、Z轴)方向上的各倾斜磁场，任意设定互相正交的切片方向倾斜磁场Gs、相位编码方向 倾斜磁场Ge以及读出方向(频率编码方向)倾斜磁场Gr所构成的逻辑轴方向上的各倾斜 磁场。切片方向、相位编码方向以及读出方向上的各倾斜磁场Gs、Ge、Gr与静磁场氏重叠。发送接收部包含RF线圈单元8、发送器9T以及接收器9R。RF线圈单元8被配置 在诊断用空间中的被检体200的附近。发送器9T以及接收器9R与RF线圈单元8连接。发 送器9T以及接收器9R在定序器10的控制下动作。发送器9T向RF线圈单元8供给用于 产生核磁共振(NMR)的拉莫尔频率的射频(RF)电流脉冲。接收器9R获取由RF线圈单元 8接收到的回波信号等MR信号(射频信号)，并对其实施前置放大、中频转换、相位检波、低 频放大、或滤波等各种信号处理后，进行A/D转换，生成数字数据(原始数据)。控制运算部包含定序器10、运算单元11、存储单元12、显示器13、输入器14、声音 发生器15以及主计算机16。定序器10具备CPU以及存储器。定序器10将从主计算机16发送来的脉冲序列 信息存储到存储器中。定序器10的CPU按照存储器中存储的序列信息控制倾斜磁场电源 7、发送器9T以及接收器9R的动作。定序器10的CPU —旦输入由接收器9R输出的原始数 据，就将其转送到运算单元11。在此，序列信息是指使倾斜磁场电源7、发送器9T以及接收 器9R按照一连串的脉冲序列动作所必需的全部信息，例如包含与向线圈6x、6y、6z施加的 脉冲电流的强度、施加时间以及施加定时等相关的信息。运算单元11通过定序器10输入由接收器9R输出的原始数据。运算单元11将输 入的原始数据配置在内部存储器中设定的k空间(也称为傅立叶空间或频率空间)。运算 单元11通过将配置在该k空间的数据作为对象进行二维或三维傅立叶转换而重建实空间 的图像数据。另外，运算单元11根据需要也可以执行与图像相关的数据的合成处理或差分 运算处理(也包含加权差分处理)。该合成处理包含对每个像素将像素值相加的处理或最 大强度投影(MIP)处理、最小强度投影(minIP)处理等。另外，作为上述合成处理的其他例 子，也可以在傅立叶空间上进行多个帧的轴的调整后，合成这些多个帧的原始数据，取得1 帧的原始数据。另外，加法处理包含单纯加法处理、加法平均处理或加权加法处理等。
存储单元12存储重建后的图像数据或实施上述合成处理或差分处理后的图像数 据。显示器13在主计算机16的控制下显示应向用户提示的各种图像。作为显示器 13，可以使用液晶显示器等显示装置。输入器14输入操作者所希望的同步定时选择用的参数信息、扫描条件、脉冲序 列、与图像合成或差分运算相关的信息等各种信息。输入器14将输入的信息发送到主计算 机16。作为输入器14适当地具备鼠标或轨迹球等定位装置、模式切换开关等选择装置、或 键盘等输入装置。声音发生器15在由主计算机16发出指令时，将闭气(停止呼吸)开始以及闭气 结束的信息作为声音发出。主计算机16为了实现通过已有的MRI装置实现的各种动作而总括MRI装置100 的各部的动作。心电计测部包含ECG传感器17以及ECG单元18。ECG传感器17附着于被检体 200的体表，将被检体200的ECG信号作为电信号(以下称为传感器信号)检测出。ECG单 元18在对传感信号实施包含数字化处理的各种处理后，向主计算机16以及定序器10输 出。作为该心电计测部，例如可以使用向量心电计。在执行与被检体200的心时相同步的 扫描时，根据需要在定序器10中使用基于该心电计测部的传感器信号。其次，针对以上构成的MRI装置100的动作进行说明。另外，MRI装置100能够进 行通过已有的MRI装置实现的各种成像，但是省略对其说明。并且，在此，对通过DSC-MRI 一边排除动脉或静脉等的血液流速比较高的血管(以下，简单地称为血管)一边描出包含 毛细血管的组织(以下，简单地称为组织)时的动作进行说明。(基本动作)MRI装置100以根据运动探测梯度(motion probinggradient) (MPG)运动大的部 分信号大幅度降低那样的适当的b值(b-factor)利用使RF激励后的横磁化或纵磁化失相 (dephase)的脉冲序列进行摄影。图2为表示用于使横磁化失相的脉冲序列的一例的图。图3为用于使纵磁化失相 的脉冲序列的一例的图。在图2所示的脉冲序列中，施加RF脉冲后，在使用于收集磁共振信号的收集部开 始之前，施加MPG。此时，作为收集部中的脉冲序列，最好是GRE或EPI等。在图3所示的脉冲序列中，在使收集部开始之前，施加MPG前置脉冲。MPG前置脉 冲例如形成为90°脉冲-MPG-180。脉冲-MPG-90。脉冲那样的形状。并且，作为此时收集 部中的脉冲序列，可以使用(快速场回波(fast field echo) (FFE)、稳态自由进动(steady state fre印recession) (SSFP)、或快速自旋回波(fast spin echo) (FSE)等。该图 3 所示 的脉冲序列称为准备(pr印aration)方式。本实施方式的特征在于通过使用了包含倾斜磁场失相脉冲的脉冲序列的黑血法 (black blood法)对投放了阴性造影剂的被检体进行动态成像。黑血法是降低血管信号并 较黑地描出血管的成像法。作为倾斜磁场失相脉冲也可以是一般使用的脉冲，但是在本实 施方式中，作为倾斜磁场失相脉冲使用图2或图3所示的MPG脉冲。由MPG脉冲所产生的失相量设为对血管以外的实质部以及其造影分量没有影响
9的程度的b值。b值与血流(造影剂)等流体的流速或其空间分布(体像素内的方向或方向 变化的程度)有关。具体而言，b值例如在2-10[sec/nm2]的范围内，更优选是在2_4[sec/ nm2]的范围内。另外，在本实施方式中，对用于取得造影剂投放前后的两个图像的成像序列应用 包含倾斜磁场失相脉冲的黑血法。然而，也可以采用对用于取得造影剂投放前的基准图像 的成像序列应用包含倾斜磁场失相脉冲的黑血法、对用于取得投放造影剂后的图像的成像 序列应用不包含倾斜磁场失相脉冲(仅施加倾斜磁场重相脉冲、或倾斜磁场重相脉冲和时 相脉冲都没有施加)的黑血法的成像序列。但是，描出包含毛细血管的组织时，一般使用造影剂。一边将b值设为上述那样 的值一边使通过上述脉冲序列进行造影成像时的原信号强度-时间曲线(time-signal curve :TSC)成为如图4所示的曲线图。另外，tissue TSC是与组织相关的TSC，artery TSC 是与动脉相关的TSC。但是，图4为表示使用阴性造影剂时的原信号强度_时间曲线的图。关于tissue TSC的造影剂浓度C(t)以及关于artery TSC的造影剂浓度Ca(t) 分别通过下式求出。但是，S(t)是tissue TSC的原信号强度。Sa(t)是artery TSC的原 信号强度。S0、S(t)是造影剂投放前后的像。TE是回波时间。C(t) = ln[S0/S(t)]/TECa(t) = ln[S0/Sa(t)]/TE因此，根据图4所示的原信号强度_时间曲线，求出图5所示的浓度_时间曲线。据该图5所知，artery TSC的浓度峰值在tissue TSC的浓度峰值以下。其结果， 脑血流(cerebral blood flow) (CBF)映像的动脉区域被抑制。图6为表示通过本实施方 式所取得的CBF映像的一例的图。与此相对，一般的DSC-MRA时，原信号强度-时间曲线、浓度_时间曲线以及CBF 映像分别为如图7至图9所示的那样。S卩，arteryTSC的浓度峰值与tissue TSC的浓度峰 值相比增大，CBF映像的动脉区域与组织区域相比被强调了。像这样即使在不并用动态成像的成像中，根据本实施方式也能够描出与动脉相比 强调了组织的图像。(动态成像)在动态成像中，取得根据在造影前收集到的磁共振信号重建的图像(以下，称为 基准图像)与根据在造影开始后收集到的磁共振信号重建的图像(以下，称为动态图像) 之比而生成医用诊断用图像。即，将关于某像素(pixel)的基准图像以及动态图像的信号 值分别设为SO以及S(t)时，将作为S0/S(t)求出的值作为医用诊断用图像的信号值。但是，动态成像中，一般而言，只要用于对基准图像以及动态图像分别成像的成像 条件不同即可。即，将基准图像以及动态图像分别作为造影前后的图像是动态成像的一例。 众所周知，动态成像中的成像条件根据例如应用的成像序列、失相量、或对被检体施加的负 荷等多种要素而改变。一般使用了造影剂的MR信号强度(振幅)通过下面的式(1)来表示。S = K A(T1，AR1*，TR) A(T2，TE) A( AR2*，TE) A(Dfl。w，ADC, b) (1)其中，式(1)中包含的各参数分别如下定义。K是增益等硬性决定的系数，在一项研究内视为相同。
T1 缓和项:A(T1, TR) = l_exp [_TR(1/T1+A R1*)]A Rl* 基于造影剂的T1缓和速度T2 缓和项:A(T2, TE) = exp [-TE/T2]基于造影剂的T2 缓和项:A ( A R2*，TE) = exp [- A R2*TE]A R2* 基于造影剂的T2缓和速度基于Flow 与扩散的项A(Dfl。w，ADC, b) = exp [-b* (Dflow+ADC)]Dflow 由血流产生的相位方差等价分量ADC 扩散系数(a)使用阴性造影效果时在DSC-MRI中，视为通过造影剂投放，T1是一定的且A R2*随着时间变化而变化。理想而言，如果求造影后的信号强度S相对于造影前的信号强度SO的比，则用式 (2)来表示。S/S0 = A ( A R2*，TE) = exp [- A R2*TE](2)据该式(2)可知，包含含有b值的项，而其他项被取消。然而，这是忽视了 SNR的情况，在噪声存在下情况有所不同。当在基准图像中SNR充分降低至噪声水平程度时，即使造影剂流入也几乎不会发 生信号降低。通常，由于大多数解析通过绝对值图像进行的，因此噪声的平均值不会在正的 某值以下。在式(1)中将b > 0，将A(Dflow，ADC，b)减小接近0，预先使血管信号降低到噪声 水平程度，则用式(2)求出的AIF成为像顶端被压扁了那样的特性。如果血管部分的信号 强度S在造影前后完全达到噪声水平的话，则式(2)的解为1。即，造影了的部分也成为与 没造影的部分相同。此时，即使信号不完全降低至噪声水平，作为结果，如果AIF的大小被 降低到组织中的time-intensity curve (TIC,时间-强度曲线)的大小程度，则在解析时难 以受到血管的影响。另外，在绝对值图像上如果预先实施空间性、时间性平滑，则在噪声下 曲线在时间方向上的分散也减少。g卩，作为b = 0的一般动态成像中，如图10所示，在基准图像上，在血管与组织中 SO为相同程度，与此相对，在动态图像中，血管与组织相比S大幅度降低。因此，对于诊断用 图像中的S，血管与组织相比大幅度变小，在造影剂浓度变换图像中血管被强调。然而，在本实施方式中，如图11所示，对于基准图像中的S0，血管与组织相比接近 噪声水平，因此对于随着造影剂流入的S的下降率，血管与组织相比变小。因此，对于诊断 用图像中的S，血管与组织相比变小，从而降低血管的影响。而且，如图12所示如果将b设定成可以使血管SO减小到与噪声水平相同程度的 适当值，就可以将诊断用图像中的血管的so设为噪声水平程度。其结果，在诊断图像中，能 够与不含组织周围的毛细血管的周围组织一样地描出血管，进而降低血管的影响。在b > 0时，不能取得正确的AIF。但是能够取得血管的影响少的灌流 (perfusion)解析结果。另外，如果降低到某周围组织程度的水平，即使实施平滑，与b = 0的灌流解析结果相比，对血管周围组织的影响变小。组织的血液量CBV较少，为3%左 右，因此100%血液所占的血管信号较大，为组织的100/3 = 33倍左右。因此，特别是在像 DCE-MRI或DSC-MRI那样使用血管造影剂的灌流测定方法中，容易产生血管信号的影响，降低血管信号的效果在提高精度上是很重要的。另外，成像条件也是，缩小距阵尺寸、增大切 片厚度而使部分容积效应大的情况是重要的。(b)使用阳性造影效果时造影后的S相对于造影前的SO的比通过下面的式(3)来表示。S/S0 = A ( A R2*，TE) = l_exp [_TR (1/T1+ A Rl*) ] (3)S卩，对于血管部分的降低，在与噪声的关系上，与使用阴性造影剂的情况相同的讨 论成立。但是，在算出AR1*时需要测定或假定T1，但是这也可以根据在投放造影剂前以2 阶段以上对TR成像所得的图像算出。对于造影前后的信号强度的差，如下面的式⑷所示，b的项A(Dflow，ADC, b)的 作用作为对整体的信号的一定权重而进行施加。因此，如果b>0，则对于血管部分，乘以某 个恒定的且比组织部分小的缩放比例的值，血管信号降低。S-S0 = K A(T2, TE) A( AR2*，TE) A(Dflow, ADC, b) [{l-exp[-TR/ Tl]} - {1-exp [-TR (1/T1+ A Rl*) ]}](4)对于基于用于流动失相的MPG的b值，当要完全BB化时变大，因此，只要AIF达到 与组织TIC相同程度的大小就足够了。在DSC-MRI或DCE-MRI中，与组织的T2*或T2值大致相等的TE(如果是脑部，TE =50-80ms)是合适的，因此在TE间插入使血管信号降低得到的b < 10[sec/nm2]左右的 小的MPG的时间是充裕的。(c)对 fMRI 的应用作为脑功能检查方法大多数情况下使用利用了 BOLD的fMRI，使用以下的效果， 即、通过随着由神经刺激引起的血流增加，脱氧血红蛋白(deoxy-hemoglobin)相对于氧合 血红蛋白(oxy-hemoglobin)相对减少，信号强度比安静时提高。另一方面，通过在伴随血 流速增加的薄块(slab)内纵磁化饱和的血液比安静时更多地流入也成为高信号。但是，流 动效应在薄块内不均勻且依赖于流速等，未必是因为与血流增加相关，因此形成伪影，本来 只想观察BOLD效果，而且是其的毛细血管水平的变化。在本实施方式中，使用赋予了使比较粗的血管信号降低至噪声水平程度的b值(b =2-10左右)的GRE体系序列。由此，在能够进行三维(3D)收集的3D-GRE中也可以应用，对于时间分辨率也是， 由于刺激周期为1分钟左右，所以每次30sec左右的收集时间也是充足的。在b < 10的程 度下，由于存在毛细血管内的流动，因此不需要是高SNR。这样，如果根据利用这种本实施方 式的序列收集到的磁共振信号实施fMRI，能够只对于BL0D效果，作为毛细血管水平的变化 进行观察。非专利文献1中所公开的技术中，由于是不看血流而看细胞变化的DW-fMRI，所 以b值大，毛细血管内的信号也大致变成0。另外，在对fMRI应用本实施方式的序列时，GRE-EPI、spin warpGRE，gradient-and spin-echo (GRASE)、或 asymmetric spinecho (ASE)等序列也能够应用。(d)对每个时相组合不同的失相强度共用于以上情况，在动态(dynamic)的全部时间相上，可以使用相同的MPG(b) 强度的序列，如果也想使用AIF时也可以使用对每个时相区(block)追加了不同强度的
12MPG(b)的序列。例如，在每个初始时相中将基准图像设为b = 2-10，在以后的时相中设为b=0，分别进行成像。即，对基准图像成像时的b值与对动态图像进行成像时的b值相比变 大。并且，生成用于使用阈值等从基准图像排除血管的蒙片，也可以在以后的时相图像的区 域选择中使用该蒙片。此时，如果使用重相(Mphase)与失相(cbphase)之差，则血管位置 的鉴别进而变得容易。在以往的方法中，如果不是在造影后、且不检查全时相的图像的话就 不清楚血管位置，但是如果是本实施方式，则可以在造影前或在活性化实验前鉴别血管位 置，因此能够进行不存在血管伪影的实时的与基准图像相比的变化的动态图像显示或即时 的解析映射(mapping)图像显示。另外，这些方法也可以在使用AIF的解析法中应用。进 而，取得基准图像SO时，如果预先不仅追加b > 0还追加b = 0则可以与两者对应。(e)重相的应用每个时相中的跳动等变动带来血管信号的变动，会阻碍正确的计测。此时，上述失 相应用例子也有利于血管的稳定化，但是相反，如果使用重相，则能够对每个时相测定出血 流变动的影响少的稳定的AIF。相对于失相时的上述(a)至(d)的优点，血管伪影的排除是 困难的，但是AIF的稳定取得成为不同的优点。(f)基于图像处理的稳定的血管除去法在上述(a)的说明中，叙述了通过以血管的信号值达到噪声程度的方式适当地设 定b值，能够与周围组织一样描出血管的情况。然而，设定那样的适当的b值是不容易的。因此，通过如图13所示那样对基准图像以及动态图像实施阈值处理，强制性地使 血管的SO以及S(t)与阈值Sth—致。即，对基准图像、时间方向图像的全部图像以一定值 赋予相当于原图像的血管部分的像素。具体而言，预先设定某阈值sth，对基准图像以及动 态图像的全部进行以下的式(5)以及式(6)的处理。SO < Sth 然后 SO = Sth(5)S < Sth 然后 S = Sth(6)并且，如图13所示，求出阈值处理后的基准图像与动态图像之比而生成诊断用图像。另外，阈值Sth可以根据相当于例如血管部分的像素的信号值来求出。S卩，例如， 将基准图像以及动态图像的信号值SO、S(t)下的血管的信号值中的最大值作为阈值Sth。 如果是DSC-MRI即使在时相方向不检索，只在为了造影而保证了在时相方向上为最大值的 基准图像中预先抽出血管，也可以作为其蒙片内的血管部分的最大值求出阈值Sth。或者， 作为基准图像以及动态图像的信号值SO、S(t)下的血管的信号值，也可以使用比一般取得 的信号值更大地设定的固定值作为阈值Sth。由此，即使血管的信号水平降低至噪声水平，在血管部分中S/S0 = 1、即在表示造 影剂浓度的C= ln(S0/S)/TE中为相同图像值，也能够完全抑制血管。另外，阈值Sth能够 与为了排除空气而使用的蒙片生成的阈值兼用。由于空气的信号强度比血管小，因此，通过 上述处理必然排除空气。另外，SOth, Sth以下的像素也可以不进行原信号强度映像的加工(置换为SO = Sth、S = Sth的处理)，而直接将浓度映像C的相符部分设为0。(g)不同b强度(失相(b > 0)以及b = 0/重相)的组合只在造影前利用b = l-10[sec/nm2]左右的失相序列收集磁共振信号(最低一个点)，造影后利用b = O或重相序列收集磁共振信号。并且，分别根据这样收集到的磁共振 信号，分别重建2个基准图像SOd、SO。另外，通过b = l-10[sec/nm2]左右的失相序列对多 个点收集磁共振信号时，取其平均。进而，在non-AIF法的情况与AIF法的情况下，分别像 以下那样进行处理。
(non-AIF 法时)针对全部像素分别判定下面的关系是否成立。S0d/S(t) ^ 1并且，对于该关系成立的像素设C(t) = 0，对于不成立的像素设C(t) = In[SO/ S(t)]/TE。由此，由于血管因失相效应SOd = SO < 1，因此浓度C(t)为0，由于组织的SOd与 SO不同，因此可以算出不为0的C(t)。(AIF 法时)想要求出AIF时，不使用失相的基准图像，只要使用通常(标准、重相)的基准图 像无条件地通过通常的下式对全部像素求出浓度即可。C(t) = ln[S0/S(t)]/TE对于AIF、Ca(t)，在non-AIF法的情况以及AIF法的情况中是相同的，可使用峰值 或面积、顶峰到达时间等从全部像素的C(t)中抽出。图14以及图15为分别表示该情况中的原信号强度-时间曲线以及浓度-时间曲 线的图。这样，根据本实施方式，能够取得将包含血液比较低速流动的毛细血管的组织相 对于血液高速流动的动脉等粗的血管强调地描出的图像，能够取得对观察毛细血管等有用 的图像。另外，通过与流动重相(f low-r印hase)的组合，在使用了血管造影剂的灌 流(perfusion)测定或诊断中能够降低成为阻碍的血管信号，通过与non-AIF法(例 如，将与C(t)的最大倾斜的基准组织的比作为CBF指标，将与C(t)的曲线下方面积的 基准组织的比作为CBV指标的方法)组合，即使不使用AIF也可以实现CBF，cerebral bloodvolume (CBV), mean transit time (MTT)白勺 胃fiU。另外，通过与流动重相的组合，改善所生成的AIF的稳定性，在DCE-MRI中能够改 善基线(低浓度)部分中的SNR，在DSC-MRI中能够改善饱和效应引起的高浓度部分中的精 度或稳定性。另外，由于能够在注入造影剂以前的早期鉴别出血管部分，因此，也能够使鉴别出 血管部分的灌流(perfusion)解析处理高速化。进而，能够实现支配抑制了血管伪影的BOLD信号的fMRI。本实施方式能够实施以下种种变形。(1)即使是为了描出血液以外的淋巴液、脑脊髓液等流体的目的，也能够应用本发明。可以代替失相序列，组合任意序列与利用了相位信息的后处理来应用。另外作为 利用了相位信息的后处理，考虑与利用余弦滤波的相位信息对应的强调处理。(2)也能够应用余弦滤波(COS-filter)处理。
如图16所示，背景相位校正后的血管信号Sv的实部(real-part) Re [Sv] 与振幅|sv|相比总是向负侧变小。因此，实部中的血管与背景之间的对比度 (vessel-to-background contrast) Cvb (real)与振幅中的血管与背景之间的对比度 CvbOnag)相比，总是增大。其中，Cvb(mag) = Sv H Sb |。
图17为表示余弦滤波特性的图。用于黑血法的余弦滤波是针对用于将BB图像中的血管向负方向强调的相位的滤 波，将针对相位的余弦函数(cosine function)作为基准。余弦滤波Hb通过下式来表示。Hb = 2 X (Μη-0· 5)在此，余弦滤波具有非对称型与对称型。如果Im[S。。J < 0或Φ。。，< 0的任何一 个条件成立的话可以通过下式来确定非对称型时的M，如果上述条件都不成立则将其设为 O0M = {cos (Ocor)+1}/2 对称型时的M可以无条件地通过下式来确定。M = {cos (Ocor)+1}/2另外，η为强调因子。强调因子η为O以上的值，η越大则强调越强。余弦滤波处理是使用了实部信息的信号强调处理。即，余弦滤波处理是通过基于 实部信息通过上述特性使信号值变化而相对于背景信号强调血管信号的处理。BB图像中的 余弦滤波处理是以使血管信号的信号值相对于背景信号向负方向增大的方式进行的。相位校正后进行η = 1的余弦滤波处理与获取实部是等效的。进行η > 1的 余弦滤波处理与向180°方向强调相位而获取实部是等效的。另外，在余弦滤波之前进 行的使用了零差滤波(homodyne filter)的背景相位校正中，大多数情况下过小评价 (underestimate)实际相位，进而，Cvb(real)向负侧变得最大，由于校正后的血管相位Φν 是180°的情况，因此如果进行η > 1的余弦滤波处理就可以等价地使Φν接近180°。如图18以及图19为表示进行余弦滤波处理时的摄像步骤的一例的流程图。图18所示的摄像步骤表示在浓度变换前进行基于余弦滤波的血管遮蔽的例子的 图。此时，依次为基准图像的收集(步骤Sal)、动态图像的收集(步骤Sa2)、背景相位的 校正(步骤Sa3)、余弦滤波处理(步骤Sa4)、阈值处理(步骤Sa5)、造影浓度变换(步骤 Sa6) ο图19所示的摄像步骤表示在浓度变换后进行基于余弦滤波的血管遮蔽的例子。 此时，依次为基准图像的收集(步骤Sbl)、动态图像的收集(步骤Sb2)、造影浓度变换(步 骤Sb3)、背景相位的校正(步骤Sb4)、余弦滤波处理(步骤Sb5)、阈值处理(步骤Sb6)。其次，针对使用阴性造影剂的DSC-MRI中的余弦滤波处理的效果进行说明。另外， 以通过复数平面中的说明容易理解的方式通过实部信号与振幅之间的关系进行说明。图20以及图21为表示在背景相位校正以及余弦滤波处理后的造影前后的血管信 号的一例的图。另外，图20表示造影前后的血管信号彼此为相同极性的情况，图21表示相 反极性的情况。如图20、图21所示，当将造影前后的复数信号分别设为S0、S时，不论MPG是否存 在，如果是同一条件，造影剂的磁化率效应引起的相移进一步增大，因此，即使在余弦滤波处理前、即在振幅中有SO > Si，也会有Re[S0] < |S0|、Re[S] < S|。图22为用血管与背景的空间分布图表示余弦滤波处理的效果的图。在图22中，关于血管部分，使用虚线来表示基于振幅信息的信号值，使用实线来表示余弦滤波处理后的信号值。点划线表示余弦滤波处理后的基准图像与没有实施余弦滤 波处理的造影图像的信号比。另外，图22的左侧是没有实施阈值处理的状态的分布图，右 侧为实施了阈值处理后的分布图。此外，阈值处理中使用噪声水平程度的阈值。从图22也可以看出，通过余弦滤波处理，基准图像中的血管的信号值变小。并且， 与血管相关的信号的相位超过90度时，余弦滤波处理后的基准图像中的血管的信号值为 负侧。像这样，通过应用余弦滤波处理可以增大血管与组织之间的信号值的差，因此容易基 于阈值处理区别血管与组织。并且，在阈值处理中，作为阈值来，能够使用噪声水平或0。即使将浓度变换后的AR2*也限定于由于In为相同符号且> 0而能够计算出信 号的情况，也有ln[Re[S0]/|S|] < In [ | SO | / | S | ]。即，与在造影前后都不应用余弦滤波处 理的情况相比，只在造影前应用余弦滤波处理的情况的信号值变小，血管抑制效果增大。另 夕卜，In < 0时，不能计算出信号值，但是此时，鉴于造影前后的相位差本身较大这一情况，是 血管的概率高，因此可以视为血管而将浓度设为0等。如果与振幅一样MPG充分变大而可 以降低到噪声水平程度，则可以省略使用了余弦滤波处理时的阈值处理。但是，为了发挥即 使不提供大的MPG也能够降低的余弦滤波处理的优点，希望将相位强调到近180°而作为 负信号进行噪声水平程度的阈值处理。进而，即便在组织中，相移也会根据余弦滤波的强度或造影剂浓度变大或变小。因 此，想要使余弦滤波处理对组织完全没有影响时，在通过阈值处理作为血管被抽出的范围 以外最好原样地使用振幅图像。为此，将施加在振幅图像上的图像蒙片作为1，只将血管作 为0即可，但是由于对于余弦滤波HB的增益，能够忽视相移的背景组织部能够大致为1，因 此也可以容易地生成那样的血管抑制蒙片。余弦滤波本身的非线性大，针对0附近的相位， 能够相对于稍微的变动而将增益维持在1附近。但是，如果需要的话，也可以将BB用余弦 滤波本身做成使用相位的阈值阶段性改变后的形状。例如，通过下式来设定。Hb = 1: I Φ I < Othl,= 0. 5 (I-Mn) Othl < | Φ | < Oth2,= 0: Oth2 < | Φ其中，Φ 是划分背景组织与血管的阈值，Oth2是血管的上限以上且在静止组 织中划分磁化率大的部分的阈值。进而也可以平滑连结相位方向断坡。组合余弦滤波时，至少在基准图像收集中，既可以应用MPG，也可以不应用MPG。不 应用MPG时，其优点是可以使用通常的脉冲序列。但是此时，由于在基准图像中也没有流入 造影剂，因此由于不存在血管上的相移而不能期待进行余弦滤波处理的效果。因此，此时， 通过对造影后的图像应用余弦滤波处理，生成抽出了血管的蒙片(背景组织为1，血管为 0)，使用它来抑制血管部分。在余弦滤波处理中，即使在造影后，如果背景组织中的相移充 分小的话，能够将余弦滤波设为1，即像振幅自身那样。因此，如果使用对动脉相限定了时间 范围的造影剂浓度在时间方向上的最大值的映像、即峰高(peak height)的映像，由于只在 动脉部分中不向组织移行的概率高，因此能够减小对组织的影响。由于余弦滤波处理的应用阶段、即对振幅图像中的空间蒙片的应用阶段的目的在 于，最终在浓度图像上抑制血管，因此只要注意实施方式中举出的负值或O的除法等的例 外处理，也可以在原图像上，也可以在浓度变换后的图像上(如图19所示的步骤时)。此时，其优点是，不论造影剂的阴性/阳性，都能够使用共用的方法处理。另外，余弦滤波处理不仅应用于阴性造影剂，也可同样应用于阳性造影剂的情况 或 f-MRI。但是，与阳性情况不同的是，对原图像应用余弦滤波处理时，不对基准图像，而至 少对造影后的数据实施余弦滤波处理。这与通过施加MPG抑制血管的情况相同。 对以上余弦滤波处理的效果概括如下·能够提高由于血管与背景的对比度的提高产生的抑制效果。·能够省略由MPG产生的失相。·希望只根据基准图像生成除血管以外的图像蒙片，即使在造影后也将该图像蒙 片应用于原图像或浓度图像中。在以上中，为了使BB图像中的血管与组织产生对比度或者为了强调其对比度而 应用余弦滤波处理。然而，为了使WB图像中的血管与组织产生对比度，或者为了强调其对 比度，也可以应用余弦滤波处理。此时所应用的余弦滤波与图17所示的特性相反，具有相 位越接近0则增益越小的特性。本领域技术人员容易想到其它优点和变更方式。因此，本发明就其更宽的方面而 言不限于这里示出和说明的具体细节和代表性的实施方式。因此，在不背离由所附的权利 要求书以及其等同物限定的总的发明构思的精神和范围的情况下，可以进行各种修改。
权利要求
一种磁共振成像装置，其特征在于，包括收集单元，利用第1序列收集在投放造影剂前在成像区域内产生的磁共振信号，并且利用第2序列收集在投放上述造影剂后在在上述成像区域内产生的磁共振信号，其中，上述第1序列是使射频激励后的磁化失相从而使关于在第1流速范围内流动的流体的第1磁共振信号分量与关于在比上述第1流速范围低的第2流速范围流动的上述流体的第2磁共振信号分量相比信号大幅度降低的序列，上述第2序列是设定为与上述造影剂的浓度对应的大小的序列；重建单元，根据分别利用上述第1以及第2序列收集到的上述磁共振信号，分别重建将上述流体在上述成像区域中的空间分布反映上述磁共振信号的大小而表示的第1图像以及第2图像；以及生成单元，根据上述第1图像以及上述第2图像生成表示了在上述造影剂投放后相对于投放前的上述流体的变化程度的第3图像。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述重建单元重建上述第1图像以及上述第2图像作为表示与在上述成像区域内产生 的磁共振信号对应的信号值的空间分布的图像；上述生成单元使用作为与上述造影剂投放前的上述第1磁共振信号分量的大小对应 的信号值和与上述第2磁共振信号分量的大小对应的信号值之间的中间值所设定的阈值 对上述第1图像以及上述第2图像中包含的信号值进行阈值处理，并根据进行该阈值处理 后的上述第1图像以及上述第2图像生成上述第3图像。
3.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述收集单元除了利用上述第1序列之外，还利用使上述第1磁共振信号分量相对于 上述第2磁共振信号分量的信号降低量比上述第1序列小的第3序列收集在投放上述造影 剂前在成像区域内产生的磁共振信号；上述重建单元根据利用上述第3序列收集到的上述磁共振信号重建将上述流体在上 述成像区域中的空间分布反映上述磁共振信号的大小而表示的第4图像；上述生成单元根据上述第1图像、上述第2图像以及上述第4图像生成上述第3图像。
4.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述收集单元利用动作探测梯度脉冲使射频激励后的磁化失相，作为b值使用使在上 述第1流速范围内流动的上述流体与在上述第2流速范围流动的上述流体相比信号大幅度 降低的值。
5.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述收集单元使关于以上述第1流速范围内的流速流动的上述流体的磁共振信号分 量的信号强度降低到关于上述流体以外的流体的磁共振信号分量的信号强度相同程度。
6.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述重建单元以将产生了更大的上述磁共振信号的上述流体强调地表示的方式重建 上述第1图像或上述第2图像。
7.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述第1序列是通过包含上述倾斜磁场失相脉冲而使血管信号降低从而较黑地描出 血管的黑血法的序列。
8.—种磁共振成像装置，其特征在于，包括收集单元，利用为了使在第1流速范围内流动的流体与在比上述第1流速范围低的第 2流速范围流动的上述流体相比信号大幅度降低而使射频激励后的磁化失相的失相序列收 集在成像区域内产生的磁共振信号；以及重建单元，根据利用上述收集单元收集到的上述磁共振信号重建将上述流体在上述成 像区域中的空间分布反映上述磁共振信号的大小而表示的图像。
9.根据权利要求8所述的磁共振成像装置，其特征在于上述收集单元利用动作探测梯度脉冲使射频激励后的磁化失相，作为b值使用使在上 述第1流速范围内流动的上述流体与在上述第2流速范围内流动的上述流体相比信号大幅 度降低的值。
10.根据权利要求8所述的磁共振成像装置，其特征在于上述收集单元使关于以上述第1流速范围内的流速流动的上述流体的磁共振信号分 量的信号强度降低到与关于上述流体以外的流体的磁共振信号分量的信号强度相同的程度。
11.根据权利要求8所述的磁共振成像装置，其特征在于上述重建单元以将产生了更大的上述磁共振信号的上述流体强调地表示的方式重建 上述第1图像、上述第2图像或上述图像。
12.一种磁共振成像装置，其特征在于，包括收集单元，使用通过包含倾斜磁场失相脉冲而使血管信号降低从而较黑地描出血管的 黑血法的脉冲序列对投放阴性造影剂前的被检体进行成像，使用规定的成像方法对投放上 述阴性造影剂后的被检体进行动态成像；重建单元，根据对上述造影剂投放前的被检体进行成像所取得的磁共振信号重建基准 图像，并且根据对上述造影剂投放后的被检体进行动态成像所取得的磁共振信号重建多时 相的造影图像；以及生成单元，根据上述基准图像以及上述造影图像生成诊断用图像。
13.—种磁共振成像装置，其特征在于，包括收集单元，分别以第1条件和第2条件收集在成像区域内产生的磁共振信号，其中上述 第1条件是使关于在第1流速范围内流动的流体的第1磁共振信号分量的信号水平相对于 关于在比上述第1流速范围低的第2流速范围流动的上述流体的第2磁共振信号分量的信 号水平在规定方向上不同的条件，上述第2条件是使上述第1磁共振信号分量的信号水平 相对于上述第2磁共振信号分量的信号水平在规定方向上不同，并且上述第1以及第2磁 共振信号分量的信号水平都相对于上述第1条件在上述规定方向上不同，而且对于其变化 量，上述第2磁共振信号分量相对于上述第1磁共振信号分量增大的条件；重建单元，根据以上述第1以及第2条件分别收集到的上述磁共振信号，分别重建将上 述流体在上述成像区域中的空间分布反映上述磁共振信号的大小而表示的第1图像以及 第2图像；以及生成单元，根据上述第1图像以及上述第2图像生成表示了上述第1条件以及上述第 2条件下的信号水平的变化程度的第3图像。
14.根据权利要求13所述的磁共振成像装置，其特征在于上述第1流速范围被设定为包含动脉以及静脉中的血液的流速，上述第2流速范围被 设定为包含毛细血管中的血液的流速。
15.根据权利要求13所述的磁共振成像装置，其特征在于上述收集单元将第1以及第2条件设为使上述第2磁共振信号分量的信号水平相对于 上述第1磁共振信号分量的信号水平降低的条件。
16.根据权利要求13所述的磁共振成像装置，其特征在于上述收集单元将第1以及第2条件设为使上述第2磁共振信号分量的信号水平相对于 上述第1磁共振信号分量的信号水平增加的条件。
17.根据权利要求13所述的磁共振成像装置，其特征在于上述收集单元进行基于实部信息使上述第1磁共振信号分量的信号水平与上述第2磁 共振信号分量的信号水平之差增大的余弦滤波处理。
全文摘要
提供一种磁共振成像装置，具备收集单元，分别利用第1序列和第2序列收集在投放造影剂前后在成像区域内产生的磁共振信号，其中，第1序列是使射频激励后的磁化失相从而使关于在第1流速范围内流动的流体的第1磁共振信号分量与关于在比第1流速范围低的第2流速范围流动的流体的第2磁共振信号分量相比信号大幅度降低的第1序列，第2序列是设定为与造影剂的浓度对应的大小的序列；重建单元，根据利用第1以及第2序列分别收集到的磁共振信号，分别重建将流体在成像区域中的空间分布反映磁共振信号的大小而表示的第1图像以及第2图像；以及生成单元，根据第1图像以及第2图像生成表示投放造影剂前后的流体变化程度的第3图像。
文档编号A61B5/055GK101856228SQ20101015453
公开日2010年10月13日 申请日期2010年4月2日 优先权日2009年4月3日
发明者木村德典 申请人:株式会社东芝;东芝医疗系统株式会社