磁共振成像装置及磁共振成像方法

专利名称：磁共振成像装置及磁共振成像方法
技术领域：
本发明的实施方式涉及磁共振成像装置及磁共振成像方法。
背景技术：
目前，在利用磁共振成像装置(以下，MRI (Magnetic Resonance Imaging)系统) 的摄影法之一中，存在不使用造影剂对在被检体内移动的流体进行摄影的方法。现有技术文献专利文献1 日本特开2008-23317号公报专利文献2 美国专利申请公开第2008/0009705号说明书非专利文献 1 :Miyazaki, et al. ,"Non-contrast-enhanced MR angiography using 3D ECG-synchronized half-Fourier fast spin echo," JMRI 12 :776-783(2000)__ 专禾Il 文献 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)非专禾丨J文献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)非专禾丨J 文献 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)非专禾Ij 文献 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)

发明内容
本发明要解决的课题在于求出流体的流速。实施方式的磁共振成像装置具备收集部、确定部、取得部以及计算部。上述收集部收集多个作为在被检体内移动的流体的图像的流体图像。上述确定部使用作为上述多个流体图像中之一的基准图像与各流体图像的差分图像，来确定上述流体的移动距离。上述取得部根据上述多个流体图像的收集中所使用的脉冲序列信息取得与上述移动距离对应的经过时间。上述计算部将上述移动距离除以上述经过时间，从而计算上述流体的流速。


图1是实施方式的MRI系统的概略框图。图2是表示对于实施方式中的心收缩期及心扩张期的连续的心电同步MR切片摄影序列的定时的图。图3是以连续的心脏门控时间增量来表示根据如图2所示地“暗的(信号的亮度低的)”心收缩期图像与“亮的(信号的亮度高的)”心扩张期图像之间的差分而得到的连续的差分图像的概略图。图4是与图3的概略图类似的概略图，根据实施方式，包含说明能够计算标准或平均的血流速度的方法的注释。图5是表示与图3 图4不同的图像的类似的概略图，根据实施方式，包含说明能够在各连续的区间计算特定的速度的方法的注释。图6与图5相类似，具体表示在实施方式的一连串不同的图像的整体中，能够计算全部标准或平均的速度的方法。图 7 表示基于使用 Time-SLIP(Time-Spatial Labeling Inversion Pulse 时间空间标记反转脉冲)摄影法(流出及添加标记/不添加标记的减法)的其他实施方式的速度测定的概略。图8是与能够在实施方式中利用的计算机程序代码构造的一个例子相关的概略流程图。图9是操作者定义对于两个连续的摄影时间之间的沿着蛇行状的路径的血流的连续的路径位置点时，能够利用的操作者的画面的概略图。图10是被考虑为对于实施方式中的时间及切片位置双方或一方的特定的速度及平均速度的双方或一方的输出显示图表的概略图。
具体实施例方式图1所示的MRI (Magnetic Resonance Imaging)系统100包括台架部10 (在断面图中示出)、相互连接的各种相关联的系统构成要素20。至少台架部10通常被设置在屏蔽室内。图1所示的1个MRI系统100包含静磁场Btl磁铁12、Gx, Gy及( 倾斜磁场线圈组 14, RF (Radio Frequency 射频)线圈总成16的实质上同轴圆筒状的配置。沿着配置成该圆筒状的要素的水平轴线，存在以包围由被检体台11支承的被检体9的头部的方式示出的摄影体18。MRI系统控制部22具备与显示部对、键盘/鼠标沈、及打印机28相连接的输入/ 输出端口。不用说，显示部M也可以是如还具备控制输入那样的具有多样性的触摸屏。MRI系统控制部22与MRI序列控制部30接口连接。MRI序列控制部30依次控制 Gx>Gy,Gz倾斜磁场线圈驱动器32和RF发送部34及发送/接收开关36 (在同一 RF线圈被用于发送及接收双方时)。MRI序列控制部30包含已经能够适于在MRI序列控制部30中执行MRI数据取得序列(包含血液等流动的流体(flowing fluid)的摄影)的程序代码构造 38。心脏信号取得装置8(被适当地安装在被检体9的身体上的、ECGklectrocardiogram 心电图)或末梢血管传感器(单个或多个))可以输出作为MRI序列控制部30的触发信号的心电门控信号13。
MRI系统100包含对MRI数据处理部42提供输入的RF接收部40，以能够制作对显示部M输出的、被处理后的图像数据。另外，也可以以能够访问图像重建程序代码构造 44及MR图像存储部46的方式来构成MRI数据处理部42 (例如，为了存储通过按照实施方式及图像重建程序代码构造44的处理而得到的MRI数据)。另外，图1表示将MRI系统程序/数据存储部50进行一般化了的描述。被存储在 MRI系统程序/数据存储部50中的程序代码构造(例如，用于图像重建、用于测定流速、距离/时间、以及用于操作者输入等的)被存储在能够访问MRI系统100的各种数据处理构成要素的计算机可读取的存储介质中。对于本领域的技术人员来说不言而喻，MRI系统程序/数据存储部50也可以对于正常运转时那样存储的程序代码构造，分割成具有最近的必要性的MRI系统100的处理计算机中的各种计算机，且至少将一部分直接连结(即，在MRI 系统控制部22中代替普通存储、或直接连结)。实际上，对于本领域的技术人员来说不言而喻，图1的描述是以能够执行本说明书中后述的实施方式而增加了若干变更的高度简化了一般的MRI系统100的图。系统构成要素能够分割成各种逻辑收集的“方框”，通常，包含多个数字信号处理装置(DSP(Digital Signal Processors))、超小型运算处理装置、面向特殊用途的处理电路(例如，高速A/D转换、高速傅里叶变换、阵列处理用等)。通常，如果这些处理装置分别产生各时钟周期(或规定数的时钟周期)，则为物理数据处理电路从某个物理状态进入其他的物理状态的时钟动作型的“状态机器”。在动作中，不但处理电路(例如，CPU(Central Processing Unit:中央处理单元)、寄存器、缓冲器、计算单元等)的物理状态渐进地从某个时钟周期向其他时钟周期变化，被连结的数据存储介质(例如，磁性存储介质的位存储部)的物理状态也在那样的系统动作中从某个状态向其他状态变化。例如，MRI重建程序结束时，物理性的存储介质的计算机可读的可访问的数据值存储位置的阵列从几个事前的状态(例如，全部一律为“0”值或全部为“1”值)变为新的状态。在该新的状态下，那样的阵列的物理位置的物理状态在最小值与最大值之间变动，表现现实世界的物理的事物现象及状况(例如，在摄影体空间内的被检体的动脉内流动的血液)。对于本领域的技术人员来说不言而喻，如所存储的数据值那样的阵列表示且构成物理性构造。也就是说，在依次被读入命令寄存器中并由MRI系统 100的一个以上的CPU执行时，产生动作状态的特定序列，构成在MRI系统100内转移的计算机控制程序代码的特定构造。下述实施方式提供一种方法，该方法是包含流动的流体的速度(以下，适当地称为“流速”)的、用于进行数据取得处理与MR图像的生成及显示这双方或一方的改良后的方法。在与心收缩期及心扩张期的定时同步地收集的图像间存在MR信号强度的变化。 该MR信号强度的变化能够用于通过执行从信号值高的心扩张期的图像减去信号值低的心收缩期的图像、以及从信号值低的心收缩期的图像减去信号值高的心扩张期的图像中的双方或一方，而通过非造影得到被时间分解后的流体(例如，血液)的流动。这有时也被称为时间分解非造影MRA(磁共振血管造影法(Magnetic Resonance Angiography))。另外，作为用于流体的流动的其他非造影摄影技术，还有有时被称为ASL(Arterial Spin Labeling 动脉自方宠标记)的 Time-SLIP(Time-Spatial Labeling Inversion Pulse)。
在这些非造影摄影技术中，用于易于进行流体的流速测定的操作者接口是所期望的。根据以下所示的实施方式，非造影的流体图像中的流体的流速测定至少能够以两种方法来实现。第1是使用心扩张期与心收缩期的减法图像的方法。MRI系统100能够使用心扩张期与心收缩期的减法图像来确定流体的移动距离。例如，当动脉路径比较线性时， 能够将从开始点到最终点的路径考虑为简单的线。或者，即使动脉路径为蛇行状，也可以通过连接沿着路径有效地设置的点来确定从开始点到最终点的路径。可以说自动追踪沿着任意形成的路径而流动中的流体所移动的距离也是有效的。总之，流动中的流体在连续的摄影时间之间通过的距离能够用于计算连续的摄影时间之间的特定的速度，及一连串那样的摄影时间中的标准或平均的速度。第2是使用非造影Time-SLIP摄影技术的方法。在使用非造影Time-SLIP摄影技术时，根据对于k空间的相位编码的排列是中央填充还是序列填充，可以包含FASE(Fast Asymmetric Spin Echo 快速非对称自旋回波)或 bSSFP O^alanced Steady State Free Precession:平衡稳态自由进动)等一些不同的摄影序列。当然，在流速的计算中，分子还是产生信号并移动的物质(例如，血液)所移动的距离。在流速的计算中，在使用FASE摄影法的Time-SLIP的情况下，作为分母所使用的时间增量是BBTI (Black-Blood Time to diversion:黑血反转时间)时间加上有效回波时间(TEeff)。另外，在中央填充中使用了 bSSFP的Time-SLIP的情况下，为BBTI。另外，在序列填充中使用了 bSSFP的Time-SLIP的情况下，为BBTI时间加上1/2ETL(回波串长度)(相当于相位编码数的一半的时间)。能够对在不同的ECG (Electrocardiogrom)(心电图门控)信号点(例如，从心收缩期到心扩张期)间生成流量位移的、或者使用FBI (Fresh Blood Imaging 新鲜血流成像)-Navi信号差曲线的MR信号进行速度测定。能够测量流动的MR信号位移或移动后的 MR信号的速度测定。如上所述，(依存于k空间排列，大致加上TEeff及ETL/2的双方或一方)在BBTI 时间的期间，使用Time-SLIP摄影技术来生成流量的MR信号的位移也能够用于平均速度的计算。在一实施方式中，为了选择性地计算沿着移动距离的流速(例如，通过按下鼠标按钮)，能够使用简单的⑶I (Graphical User hterface 图形用户接口)。移动距离能够通过用户(例如，通过划定沿着路径有效设置的点)、或通过系统提供的自动追踪功能来描绘出轮廓。总之，接着，将移动距离(例如，在ECG延迟摄影技术及Time-SLIP摄影技术的双方或一方中相减后的图像间的)除以与其相关联的时间间隔。GUI能够使用在平均速度及特定速度双方或一方的流量移动的测定中。在非造影技术中，速度测定至少能够以两种方法来进行测定。在第1方法中，能够使用心扩张期-心收缩期减法摄影技术，沿着MR信号位移(根据最近的点或较长连结的线)的距离画出位移线。MRI显示系统自动将其作为距离而进行记录，然后，通过点击适当的按钮(或者，例如用于速度选择的正确的鼠标点击)，实现将该距离除以适当的对应的时间差(例如，所相减的心收缩期及心扩张期的图像的有效经过时间之间的时间差)的计算。在第2方法(例如， ASL(arterial spin labeling))中，关于 MRI 信号，在除以对于使用了 FASE 的 Time-SLIP 的(BBTI+TEeff)、及对于在中央填充中使用了 bSSFP的Time-SLIP的(BBTI)、及对于在序列填充中使用bSSFP的Time-SLIP的(BBTI+ETL/2)的距离内，生成从最初的信号移动到最后的信号的流量。然后，如果重新说明上述的实施方式的MRI系统100，则实施方式的MRI系统100 具备收集部、确定部、取得部以及计算部。收集部收集多个作为在被检体内移动的流体的图像的流体图像。确定部使用作为多个流体图像中之一的基准图像与各流体图像的差分图像，来确定流体的移动距离。取得部根据多个流体图像的收集中所使用的脉冲序列信息来取得与移动距离对应的经过时间。计算部通过将移动距离除以经过时间来计算流体的流速。例如，这些部件被安装在MRI系统控制部22内(省略图示)，被安装在MRI系统控制部22内的这些部件控制MRI序列控制部30、台架部10及其他相关联的构成要素。 以下，分案例进行说明。具体而言，对收集心时相不同的多个流体图像的案例1及通过 Time-SLIP(Time-Spatial Labeling Inversion Pulse)摄影法来收集时相不同的多个流体图像的案例2进行说明。另外，以下，作为实施方式的例子，说明若干案例，但并不限定于以下案例。[案例1]首先，针对案例1的情况进行说明。 使用 FASE (Fast Asymmetric Spin Echo)(或 FBI (Fresh Blood Imaging))序列。相位编码(PE)方向对于末梢血管流量垂直时，伴随着(1RR nRRs等)它们之间的小的增量的各FASE图像的MR信号亮度如图2所示地发生变动。 如果从(例如，心扩张期启动期图像的)高亮度图像中减去(心收缩期图像的) 低亮度信号，则如图3所示，得到看似移动的物体的流动体的合成图像。·以影像进行显示时，能够观察到非造影时间分解MRA。另外，通过沿着蛇行状的血管追踪MR流量信号，从而根据除以图像间的时间差之后的移动血管长度得到速度。根据特定的(增量)流量速度vl、v2 vn的平均值得到平均流量速度(当然，要省略所有中间的特定速度的计算时，也能够直接进行计算)。案例1的收集部收集作为在被检体内移动的流体的图像的、心时相不同的多个流体图像。案例1的确定部使用多个流体图像来确定流体的移动距离。案例1的取得部根据多个流体图像的收集中所使用的脉冲序列信息来取得与移动距离对应的经过时间。案例1 的计算部通过将移动距离除以经过时间来计算流体的流速。例如，这些部件被设置在MRI 系统控制部22内(省略图示)，MRI系统控制部22内所设置的这些部件控制MRI序列控制部30、台架10以及其他相关联的构成要素。收集部例如使用FBI摄影法，在心收缩期与心扩张期之间收集心时相不同的多个流体图像。FBI摄影法是基于3D FASE的血管造影法，设定距离同步信号(例如，R波)的适当的延迟时间，使用心电同步或脉搏同步进行收集，从而描绘从心脏吐出的新的血液的摄影法。由收集部收集到的MR信号的亮度在心收缩期与心扩张期之间，如图2所示的那样地发生变动。因此，收集部设定距离心电同步信号的延迟逐渐增加的延迟时间Viisec、 hmsec、...，并以在延迟时间tQmsec同步收集MR信号S1，在延迟时间t^sec同步收集MR 信号&的方式，收集心时相不同的多个流体图像。确定部例如使用在规定的心时相收集到的流体图像与在成为基准的心时相收集到的流体图像的差分图像，针对心时相不同的每个流体图像确定流体的移动距离。如上所述，在心时相不同的流体图像间，MR信号的亮度不同。因此，通过从在成为基准的心时相收集到的流体图像中减去在规定的心时相收集到的流体图像，从而能够描绘出在该期间在被检体内移动的流体(例如，血液)的信号。例如，在图3中，“tn”表示基准的心时相，“Si (tn)，， 表示在心时相tn收集到的MR信号。如图3所示，例如，在心收缩期从心脏吐出的血液的MR 信号由于其亮度低(在图3中，例如由白色表示)，因此，延迟时间的增量越大，亮度低的部分越渐渐地增加。图像1 图像6是从成为基准的心时相的流体图像中减去各时相的流体图像后的图像，血液以外的信息被减去，成为只描绘出血液的图像。例如，确定部根据亮度对作为该差分图像的图像1 图像6进行解析，例如，通过区别亮度高的部分与亮度低的部分，从而确定各心时相的流体的移动距离。例如，如图4所示，确定部确定移动距离L2 L6。取得部针对各流体图像的每个移动距离，根据脉冲序列信息来取得经过时间。例如，在案例1中，与各心时相对应的经过时间相当于作为脉冲序列信息而设定的延迟时间。 因此，取得部取得作为脉冲序列信息而设定的延迟时间。例如，如图4所示，作为延迟时间， 取得部取得 tn+1msec、tn+2msec、tn+3msec、tn+4msec、tn+5msec。并且，计算部例如使用各移动距离及各经过时间来计算流速。例如，计算部通过将累积各移动距离得到的累积移动距离除以累积各经过时间得到的累积经过时间，从而计算流速。例如，如图6所示，计算部通过将在各心时相累积得到的累积移动距离L6除以累积经过时间(tn+5-tn)来计算速度。另外，速度的计算方法并不限定于此。计算部也可以将某移动距离除以与该移动距离对应的经过时间，从而计算在该心时相特定的特定速度。例如，如图4所示，计算部通过将移动距离L3除以经过时间(tn+2-tn)，从而计算平均速速MV3。例如， 如图5所示，通过将作为图像6与图像5的差分的移动距离AL6除以经过时间(tn+5-tn+4)， 从而计算特定速度SV (Specific Velocity)。[案例2]接着，针对案例2的情况进行说明。眷流出(非选择或选择脉冲)或流入(只有选择脉冲)Time-SLIP、及其他的取得及减法(添加标记以及不添加标记的减法)也能够进行平均速度的测定。〇使用单次激发FSE (FASE)时，能够使用在作为流量移动时间的BBTI时间(对取得脉冲添加标记)及有效Te (TEeff)内移动的流量体来进行计算速度。因此，速度能够计算为除以了(BBTI+TEeff)的移动流体的长度(L)。〇使用bTTFP时，能够使用在作为流量移动时间的BBTI时间(对取得脉冲添加标记)内移动的流量来进行计算速度。因此，速度可以计算为除以了 BBTI的移动流体的长度 (L)来进行。案例2的收集部对在被检体内移动的流体的自旋进行标识化，将经过规定时间后接收自旋的回波信号的摄影以使规定时间不同的方式进行多次，收集作为流体的图像的、 时相不同的多个流体图像。案例2的确定部使用多个流体图像来确定流体的移动距离。案例2的取得部根据多个流体图像的收集中所使用的脉冲序列信息来取得与移动距离对应的经过时间。案例2的计算部通过将移动距离除以经过时间来计算流体的流速。例如，这些部件被设置在MRI系统控制部22内(省略图示)，MRI系统控制部22内所设置的这些部件控制MRI序列控制部30、台架10以及其他相关联的构成要素。
在案例2的情况下，收集部例如使用Time-SLIP摄影法，来收集时相不同的多个流体图像。Time-SLIP摄影法是将流入或流出摄影区域的流体在独立于该摄影区域的位置上做标记(标识化)，并提高或降低流入或流出摄影区域的流体的信号值，从而描绘出流体的摄影法。在Time-SLIP摄影法中，在距离同步信号(例如R波)一定的等待时间后， 施加Time-SLIP脉冲。该Time-SLIP脉冲包含区域非选择反转脉冲(在图7中，“非选择脉冲”)及区域选择反转脉冲(在图7中，“选择脉冲”)，区域非选择反转脉冲能够设定接通或断开。如果通过区域选择反转脉冲对流入(或流出)摄影区域的流体做标记，则在 BBTI (Black-Blood Time to diversion)时间后，流体到达的部分的信号的亮度变高(区域非选择反转脉冲断开时变低)。因此，收集部设定多个BBTI时间，并收集时相不同的多个流体图像。另外，当标记位置被设定在摄影区域外时，由于被标记的流体流入摄影区域，因此，在此，将其称为“流入”。另一方面，当标记位置被设定在摄影区域内时，由于被标记的流体流出摄影区域，因此，在此将其称为“流出”。实施方式可以适用于“流入”及“流出”中的任一个。在此，案例2的收集部例如针对每个切片编码交替重复通过区域选择反转脉冲做标记的收集与不通过区域选择反转脉冲做标记的收集，从而来收集两个流体图像。另外，也可以不针对每个切片编码而每次进行不做标记的收集，例如也可以设为进行一次。另外，实施方式也能够适用于不进行不做标记的收集的情况。并且，案例2的确定部使用作为通过不做标记的摄影收集到的图像的基准图像、 与通过做标记的摄影收集到的各流体图像的差分图像，针对时相不同的每个流体图像来确定流体的移动距离。例如，确定部通过取得针对同一切片编码收集到的两个流体图像间的差分，只提取出被标记的部分，抑制背景信号。或者，在不做标记的收集为一次时，确定部通过取得在这一次收集到的基准图像、与通过做标记的摄影收集到的各流体图像的差分，只提取出被标记的部分，抑制背景信号。于是，如图7所示，在差分图像中，BBTI时间的增量越大，亮度高的部分越逐渐增加(在图7中，例如以由黑色来表示)。确定部例如根据亮度对各流体图像进行解析，例如，通过区别亮度高的部分与亮度低的部分，从而确定各时相的流体的移动距离。取得部针对各流体图像的每个移动距离，根据脉冲序列信息取得经过时间。例如， 在案例2中，假设收集部通过使用了 FASE(Fast Asymmetric Spin Echo)法的Time-SLIP摄影法收集到时相不同的多个流体图像的情况。此时，作为经过时间，取得部根据脉冲序列信息，取得将BBTI时间与有效回波时间(TEeff (Effective Time to Echo))相加得到的值。另外，案例2的取得部也可以对应于流体图像的生成中所使用的k空间的填充方法而取得与移动距离对应的经过时间。假设收集部通过使用了 bSSFP(balanced Steady State Free Precession)法的Time-SLIP摄影法收集到时相不同的多个图像的情况。此时，当进行从k空间的中央开始排列相位编码的中央填充时，作为经过时间，取得部根据脉冲序列信息来取得BBTI时间。另一方面，当进行在k空间依次排列相位编码的序列填充时，作为经过时间，取得部根据脉冲序列信息取得将BBTI时间与相当于相位编码数的一半的时间相加得到的值。这些经过时间表示与收集被填充在k空间的中央附近的MR信号的经过时间相对应。
计算部与案例1相同地，例如，将累积各移动距离得到的累积移动距离除以累积各经过时间得到的经过时间，从而计算流速。另外，在案例2中，标记的方法例如也可以使用连续照射标记的脉冲的 pCASL(Pulsed Continuous Arterial Spin labeling 脉冲连续动脉自旋标记)方法。或者，也可以不连续照射标记的脉冲，但较厚地设定标记的区域(标识化区域)的宽度、大小。另外，不仅是案例1及案例2，优选全部的计算例如都通过鼠标点击来选择“速度”(“平均速度”及“特定速度”双方或一方)的图标，而在MR图像控制台上进行。如对于本领域的技术人员来说不言而喻的那样，在非造影Time-SLIP(ASL)技术中，通过在MRI系列中使用多个不同的BBTI时间，从而观察流量流体。在该实施方式中，提供不需要使用独立于MRI显示系统的计算工具而以离线的方式进行计算，用于使速度测量(特定速度及平均速度的双方或一方)容易的比较简单的 GUI。该GUI能够容易且迅速地计算平均的流量速度及特定的流量速度的双方或一方。如图2所示，FBI/Navi常规等可以用于取得一般的从PQRSTU心脏周期的心收缩期到心扩张期的连续的延迟时间的连续的切片图像S1、S2、S3 。一个完整的心脏周期有时也被称为“R-R”周期。当然，R心脏周期的频率与被检体的脉搏数匹配。另外，所谓“FBI/Navi常规”是指用于根据通过ECG-Pr印摄影收集到的图像求得适合于FBI摄影的延迟时间的功能。ECG-Pr印摄影是为了设定FBI摄影法中的延迟时间， 而在基于FBI摄影法的摄影中先行进行的、2D FASE摄影。通过ECG-Pr印摄影，一边使距离同步信号(例如，R波)的延迟时间发生变化一边收集心时相不同的多个图像，并将收集到的多个图像、或根据多个图像进行解析后的信号值的推移显示在显示部上。FBI-Navi对通过ECG-Prep摄影收集到的多个图像进行解析，并提取出信号值的变化大的区域，针对提取出的区域，求得成为基准的图像与各图像的信号值差，并将求得的信号值差进行图表显示。恰当地使用心脏(或末梢血管脉动)门控，能够在心脏周期的连续的延迟点对被检体施加MRI序列。一边根据、时的心收缩期进行测定，一边将对于各连续的切片S1、S2 Sn (max)的延迟增量在图2中进行描绘，直到tn(max)时的最大时间。如对于本领域的技术人员来说不言而喻的那样，对于每个像素，都能够通过从其他图像中减去这些图像中的一个而生成不同的图像。为了得到MRA的最大造影，一般，从具有最大信号亮度的心扩张期图像中减去具有最小信号亮度的心收缩期图像，由此，得到单一的MRA图像。但是，从心收缩期图像Sl中减去连续的图像S2、S3等时，将生成作为沿着被检体的动脉前进的“物体”大体上能够描绘出拍动性的流体流量的前缘的连续的不同的图像。图3是理想化的完全线性的动脉的概略图。该动脉在心收缩期，在时间、被摄影， 接着在tn+1、tn+2等以向心扩张期逐渐增加的时间间隔被再次连续地摄影。作为结果生成的一连串的图像在(由于减去两个相同的图像)null图像1开始，之后前进，由于摄影时间更接近心扩张期，因此，随着产生流动中的流体不断地增加的MR信号亮度，从上部开始向下部前进的、在被摄影的动脉部分内流动的流体变得明显(图幻。事实上，能够识别从时间tn 开始经过多种连续时间间隔，而通过所有长度的动脉部的流动中的流体的前缘。因此，如图4所示，在各连续的区间的最后，能够测定流动的流体所移动的距离的全长，并且，在各摄影间隔的最后，能够通过将其全长除以经过时间来进行平均速度的测定。或者，如图5所示，对于图像间的各渐增的时间间隔的特定速度还可以通过在图像间移动的渐增距离的计算、与基于适当的关联的时间间隔的除法运算来计算。如果假设图像间的时间间隔相等，则如由图5所知的那样，关于特定的速度，与图像2相比在图像3 中增加，并且，与图像3相比较在图像4中增加。但是，很明显，关于特定速度，与图像4相比较在图像5中减少，并且，与图像5相比较在图像6中增加。如图6所示，成为相同组的连续的图像1 6还能够以(将图像6与图像1相比较)只计算全部区间中的标准或平均的速度的方式进行分析。事实上，如以映像模式示出的那样，如果使用心扩张期-心收缩期的图像，则非造影时间分解MRA现在能够包含流速测定。通过追踪流动中的信号源，即使沿蛇行状的血管， 也能够通过将移动的血管部分的长度除以该移动所需的时间而得到速度(在间隔或更小的间隔组之间进行测定时，一连串的间隔及一连串的特定速度的双方或一方的标准速度、 或平均速度)。即，根据从一区间向下一区间渐增的特定速度的标准值，得到包含全部图像的更长的时间内的平均或标准的速度。图7概略性地描绘出流体流量的Time-SLIP非造影摄影。以不同大小的长方形来表示选择脉冲及非选择脉冲。对于本领域的技术人员来说不言而喻，通过使用不同的BBTI 间隔，能够得到对于心扩张期-心收缩期的不同的图像，与在以前的图中说明的不同的时间增量的连续的图像相类似的、动脉、静脉等中的流体流量连续的图像。很明显，基于沿动脉、静脉等移动的距离的测定、及相关联的移动时间的除法运算，也可以使用该非造影流量摄影技术来进行速度测定。图8概略性地描绘出计算机程序代码构造的速度测定模块。该模块能够通过与主要或监视的操作系统等相关联的所有适当的单元(例如，使用基于操作者的、恰当地显示的图标和菜单上的鼠标点击、触摸屏上的手指操作输入、键盘输入等)来执行。在步骤SOl中，将切片计数η初始设定为值1。在步骤S02中，进行观察是否设定了用于(例如，为了使用机械自动执行的距离追踪算法，在基本设定对话框等中设定控制参数)距离测定的自动追踪系统的选择的测试。在被设定的情况下，接下来，自动追踪功能在步骤S03中工作，在步骤S04中，在tn_i与之后的tn时取得的切片间计算特定的速度SV。不需要自动追踪功能时，接下来，在步骤S05中，将路径计数P初始设定为值1，之后，在步骤S06中，操作者为了定义第1位置而执行待机循环。例如，如图9所示，操作者能够通过使光标移动到(与摄影时间tn_i相关联的)第1点P上，并点击规定的鼠标按钮，从而定义动脉等内的流体流量的显示图像上的第1位置。还可以设置操作者为了识别特别定义的点为初始路径位置、中间路径位置或最终路径位置而能够选择的弹出菜单93。例如，如图9所示，操作者定义的点Pl P5被定义为(摄影时间tn_i与tn之间的)沿着蛇行曲线状的血管的有效的点，因此，沿着流量路径的明确的点之间的直线部分严格地近似于从切片图像Sn-I到切片图像Sn的流量的距离。一旦在(图8的)步骤S06中定义第1位置， 如图8所示，则在步骤S07中路径计数P进行增量。之后，随着操作者定义沿着路径的其它位置，执行待机循环，路径计数进行增量，直到定义最终位置(步骤S08)。因此，在步骤S9 中，将对于路径参数P (max)的最大值定义为路径计数在该时刻的最新值。然后，在步骤SlO 中，计算特定速度SV，作为连续的切片图像Sn与Sn-I之间的流量的增量。
然后，在步骤Sll中显示、存储、或输出(例如，向在系统的所希望的部分所希望构成的较远处)与最终的时间tn相关联的特定速度SV(无论怎样计算)。之后，在步骤S12 中计算移动平均速度MV，同样在步骤S13中进行显示，存储、或(例如，在系统内以前构成的那样)以所希望的方式进行输出。在步骤S14中，进行观察切片计数是否到达最终值(即， 切片SnOiiax))的测试。在未达到时，接着，在步骤S15中增加切片计数，控制返回到图8所示的判断步骤S02或直接返回到块步骤S06的路径计数的再次初始设定(即，操作者不想使自动追踪系统工作时)。如果处理了所有有效的切片数据，则如图8所示的那样，该模块结束。如图10所示，能够将特定速度SV及移动平均速度MV双方或一方作为时间(或切片数量等)的函数进行图表显示。[显示]另外，实施方式的MRI系统100还可以具备显示控制部，其在流体图像及被作为与流体图像的差分处理的对象的基准图像的至少一个中包含与流速相关的信息地在显示部上进行显示。例如，显示控制部被设置在MRI系统控制部22内(省略图示)，被设置在MRI 系统控制部22内的显示控制部控制相关联的构成要素。在实施方式中，由收集部收集到的流体图像例如是通过FBI摄影法收集到的流体图像、通过Time-SLIP摄影法收集到的流体图像，可以说是分辨率高的图像。实施方式的MRI系统100根据该分辨率高的形态图像本身，来计算作为功能信息的“流体的速度”，因此，形态图像与功能信息的计算根据相一致。因此，例如，显示控制部也可以一边显示形态图像一边在该形态图像上重叠显示流体的速度信息。例如，显示控制部也可以在描绘出下肢的血管的形态图像上，在存在流速的部位进行表示存在流速的显示(将下肢的血管全部涂出)，并在不存在流速的部位进行表示不存在流速的显示(例如，将下肢的血管全部斜线涂出)。另外，显示控制部也可以一边显示3D的形态图像一边在该3D的形态图像上以2D重叠显示流体的映像数据(例如，将图3所示例出的图像1 图像6连续再生并显示在显示部上)。根据以上所述的至少一个实施方式的磁共振成像装置及磁共振成像方法，能够求得流体的流速。虽然说明了本发明的几个实施方式，但这些实施方式是作为例子而提示的，并不意图限定本发明的范围。这些实施方式能够以其他的各种形态进行实施，在不脱离发明的要旨的范围内，能够进行各种的省略、置换、变更。这些实施方式或其变形与包含于发明的范围或要旨中一样，包含于权利要求书记载的发明及其均等的范围中。
权利要求
1.一种磁共振成像装置，具备收集部，收集多个作为在被检体内移动的流体的图像的流体图像； 确定部，使用作为上述多个流体图像中的一个的基准图像与各流体图像的差分图像， 来确定上述流体的移动距离；取得部，根据上述多个流体图像的收集中所使用的脉冲序列信息取得与上述移动距离对应的经过时间；以及计算部，通过将上述移动距离除以上述经过时间，来计算上述流体的流速。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述取得部根据上述流体图像的生成中所使用的k空间的填充方法，取得与上述移动距离对应的经过时间。
3.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，在上述取得部中，在从k空间的中央开始排列相位编码的中央填充时，作为上述经过时间，根据上述脉冲序列信息取得黑血反转时间即BBTI时间，在k空间中依次排列相位编码的序列填充时，作为上述经过时间，根据上述脉冲序列信息取得将BBTI时间与相当于相位编码数的一半的时间相加得到的值。
4.根据权利要求1或2所述的磁共振成像装置，其特征在于， 上述取得部针对各流体图像的每个移动距离，取得上述经过时间，上述计算部将累积各移动距离得到的累积移动距离除以累积各经过时间得到的累积经过时间，从而计算上述流速。
5.根据权利要求1或2所述的磁共振成像装置，其特征在于， 上述收集部收集心时相不同的多个流体图像，上述确定部使用作为在成为基准的心时相收集到的流体图像的上述基准图像、与在规定的心时相收集到的各流体图像的差分图像，针对心时相不同的每个流体图像确定上述流体的移动距离，上述取得部针对各流体图像的每个移动距离取得上述经过时间， 上述计算部将累积各移动距离得到的累积移动距离除以累积各经过时间得到的累积经过时间，从而计算上述流速。
6.根据权利要求1或2所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述收集部对在被检体内移动的流体的自旋进行标识化，将经过规定时间后接收上述自旋的回波信号的摄影以使上述规定时间不同的方式进行多次，并收集作为该流体的图像的时相不同的多个流体图像；上述确定部使用上述基准图像与各流体图像的差分图像，针对时相不同的每个流体图像确定上述流体的移动距离，上述基准图像是通过不进行上述标识化的摄影而收集到的图像，上述各流体图像是通过进行上述标识化的摄影而收集到的图像； 上述取得部针对各流体图像的每个移动距离，取得上述经过时间； 上述计算部将累积各移动距离得到的累积移动距离除以累积各经过时间得到的累积经过时间，从而计算上述流速。
7.根据权利要求1或2所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述收集部通过时间空间标记反转脉冲摄影法即Time-SLIP摄影法来收集时相不同的多个流体图像。
8.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述收集部通过使用了快速非对称自旋回波法即FASE法的Time-SLIP摄影法来收集时相不同的多个流体图像；作为上述经过时间，上述取得部根据上述脉冲序列信息取得将BBTI时间与有效回波时间即TEeff相加得到的值。
9.根据权利要求1或2所述的磁共振成像装置，其特征在于，还具备显示控制部，在上述流体图像及作为与该流体图像进行差分处理的对象的基准图像中的至少一个中包含与上述流速相关的信息并在显示部中进行显示。
10.根据权利要求1或2所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述确定部通过在显示部中显示上述流体图像、并接受上述流体所到达的位置的指定，从而确定上述移动距离。
11.根据权利要求1或2所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述确定部通过解析上述图像、并追踪上述流体的移动路径，从而确定上述移动距离。
12.一种磁共振成像方法，该磁共振成像方法由磁共振成像装置执行，其特征在于，包括收集工序，收集多个作为在被检体内移动的流体的图像的流体图像； 确定工序，使用作为上述多个流体图像中的一个的基准图像与各流体图像的差分图像，来确定上述流体的移动距离；取得工序，根据上述多个流体图像的收集中所使用的脉冲序列信息来取得与上述移动距离对应的经过时间；以及计算工序，通过将上述移动距离除以上述经过时间来计算上述流体的流速。
全文摘要
实施方式涉及的磁共振成像装置(100)具备收集部(22)、确定部(22)、取得部(22)以及计算部(22)。上述收集部(22)收集多个作为在被检体内移动的流体的图像的流体图像。上述确定部(22)使用作为多个上述流体图像中的一个的基准图像与各流体图像的差分图像，来确定上述流体的移动距离。上述取得部(22)根据多个上述流体图像的收集中所使用的脉冲序列信息，来取得与上述移动距离对应的经过时间。上述计算部(22)通过将上述移动距离除以上述经过时间来计算上述流体的流速。
文档编号A61B5/055GK102548473SQ201180003249
公开日2012年7月4日 申请日期2011年10月13日 优先权日2010年10月13日
发明者宮崎美津惠 申请人:东芝医疗系统株式会社, 株式会社东芝