磁共振成像裝置以及磁共振成像方法

2023-10-11 17:16:39 5

專利名稱：磁共振成像裝置以及磁共振成像方法
技術領域：
本發明涉及使用拉莫爾頻率的高頻波(RF: Radio Frequency ) 信號磁性地激勵被檢體的原子核自旋，並從伴隨該激勵而發生的核磁 共振(NMR: Nuclear Magnetic Resonance )信號重構圖4象的》茲共振 成像(MRI: Magnetic Resonance Imaging)裝置以及磁共振成像方 法，特別涉及利用穩定狀態自由旋進運動(SSFP: Steady State Free Precession )取得流動物質的磁共振圖像的磁共振成像裝置以及磁共 振成{象方法。
背景技術：
磁共振成像是使用拉莫爾頻率的RF信號磁性地激勵設置於靜磁 場中的被檢體的原子核自旋，並從伴隨該激勵而發生的NMR信號重 構圖像的攝像法。
在該磁共振成像的領域中，公知使用了穩定狀態自由旋進運動 (SSFP)的攝像法。作為利用了 SSFP的高速攝像時序的代表例，有 ,皮稱為True FISP ( Fast Imaging with Steady Precession,穩、定運動 快速成像)的時序(例如參照美國專利第4769603號說明書)。
圖l是示出以往的True FISP時序的時序圖。
如圖1所示，在以往的True FISP時序等SSFP時序中，以同一 激勵角度(偏轉角)a，並以恆定且短的反覆時間(TR: Repetition Time ) 施加RF激勵脈衝，而使磁化迅速成為穩定狀態。此處，傾斜f茲場孚皮 調整成0次矩(時間積分)成為零。另外，讀出軸方向的傾斜磁場被 控制成極性反轉多次。其結果，所得到的回波信號具有高S/N比(signal to noise ratio: SNR，信號噪聲比)，信號強度S如式(1)所示依賴 於組織的緩和時間。
7Soci/ (i + Tl/T2) (1)
式(1)是激勵角度a為90度時的關係式。另外，Tl以及T2 分別為組織的縱緩和時間以及橫緩和時間。
如式(1)所示，使用SSFP時序得到的信號的強度S依賴於組 織的緩和時間比Tl/T2。
因此，可知在將心臟的攝影圖像設為SSFP時序的應用對象時， 從對比度的觀點來看是最有效果的。
另外，還指出向腹部血管系統的攝像的SSFP時序的有效性。如 果使用SSFP時序，則無需使用造影劑而可以描繪出血管，所以在血 管的攝像領域中SSFP時序得到了矚目。
另夕卜，在SSFP時序所需的必要條件中，除了如上所述使傾斜磁 場的零次矩成為零這樣的必要條件以外，還有與RF脈衝的相位相關 的必要條件。與RF脈衝的相位相關的最單純的控制必要條件為使連 續的RF脈衝的相位交替反覆0度與180度(7T radian )。
圖2是示出使用了以往的SSFP時序的掃描中的磁化的變化的圖。
如果進行角度控制以使連續的RF脈衝的激勵角度成為a，並且 進行相位控制以使RF脈衝的相位交替反覆0度與180度，則如圖2 所示的向量表現所示，磁化的狀態成為交替地反覆狀態(A)與狀態 (B)的狀態。
即，對激勵脈衝的相位進行控制以成為
激勵角度a、 a、 a、 …
激勵脈衝的相位0。、 180。、 0。、...
磁化的狀態(A) 、 (B) 、 (A)、…。
如圖2所示，達到穩定狀態的磁化成為從靜磁場方向僅偏離a/2 的狀態(A)。在該磁化的狀態(A)下，如果將激勵脈衝的相位改 變180。而進行施加，則/f茲化的狀態從狀態(A)變化成狀態(B)。 進而，在磁化的狀態(B)下，如果將激勵脈衝的相位改變180。而進 行施加，則磁化的狀態從狀態(B)再次返回到狀態(A)。可知通過這樣將所連續的激勵脈沖的相位改變180°,有效地保 持穩定狀態。另外，可知通過這樣的激勵脈衝的相位控制，為了使處 於熱平衡狀態的磁化轉移到穩定狀態而所需的時間也變短。
SSFP時序還^^應用於存在血流這樣的流動物質的部位的插Z泉， 但在攝像區域中存在流動物質的情況下，需要特殊的考慮。即，需要 對傾斜磁場進行控制，以如式(2-1)以及式(2-2)所示，不僅使 傾斜磁場的0次矩成為零，而且還使傾斜磁場的l次矩也成為零以使 沿著傾斜磁場方向流動的磁化不受到相位偏移。
jGdt = 0 ( 2 - 1)
jGtdt = 0 ( 2 - 2 )
其中，G表示傾斜磁場的強度，t表示時間。 圖3是說明以往公知的相位偏移的圖。
圖3 (a)示出所施加的傾斜磁場，圖3 (b)是示出沿著圖3(a) 所示的傾斜磁場的施加方向流動的物質中的磁化的時間性的相位變 化的圖。
如圖3所示沿著傾斜磁場方向流動的物質的磁化的相位根據所 施加的傾斜磁場而變化，受到所謂的相位偏移。因此，可知無法維持 如圖2所示的穩定狀態。
因此，在以往的SSFP時序中，決定傾斜》茲場以迴避這樣的相位 偏移而維持穩定狀態。
圖4是示出在以往的SSFP時序中施加的傾斜磁場與沿著傾斜磁 場方向流動的物質的磁化的相位的關係的圖。
圖4 (a)示出在以往的SSFP時序中施加的傾斜,茲場，圖4 (b) 示出沿著圖4(a)所示的傾斜磁場的施加方向流動的物質中的/f茲化的 時間性的相位變化的圖。
如圖4(a)所示，如果施加傾斜磁場以使0次矩以及1次矩成 為零，則沿著傾斜磁場的施加方向流動的物質的磁化受到圖4(b)所 示的相位偏移。但是，由於所施加的傾斜磁場的1次矩為零，所以如 圖4(b)所示相位偏移被相互抵消，其結果在流動物質中的磁化中不引起相位偏移。
可知這樣圖3以及圖4所示的傾斜磁場的0次矩都為零，但如果 施加圖3所示的傾斜磁場則引起相位偏移，另一方面如果施加圖4所 示的傾斜磁場則不引起相位偏移。即，在上述的以往的SSFP時序中， 為了不引起流動物質的相位偏移，需要使傾斜磁場的0次矩以及1次 矩都成為零。
因此，需要滿足上述各種條件地謹慎構造以往的SSFP時序，以 不在流動物質的磁化中引起相位偏移。其結果，可以與臟器那樣的靜 止物質的磁化一起，還以良好的SNR描繪出血流那樣的流動物質的 磁化。
但是，通過利用以往的SSFP時序的攝像得到的圖像成為血流等 流動物質與臟器重疊的圖像。因此，在僅注目於血流、血管的情況下， 由於混合存在流動物質與臟器，所以存在有可能難以分辨血流、血管 與臟器這樣的問題。
另外，在以往的SSFP時序中，還存在如下問題臟器等靜止物 質的磁化有效地維持穩定狀態，但如果傾斜磁場的控制不充分，則有 時無法良好地維持流動物質的磁化的穩定狀態。
因此，要求利用SSFP僅對血流、血管等流動物質進行圖像化的技術。

發明內容
本發明是為了解決上述以往的問題而完成的，其目的在於提供一 種磁共振成像裝置以及磁共振成像方法，可以利用SSFP取得流動物 質的MR圖^象。
本發明的磁共振成像裝置為了達成上述目的，具有數據收集單 元，以同一偏轉角以及恆定的反覆時間施加多個激勵脈衝，按照攝影 條件來收集磁共振數據，上述攝影條件用於通過以上述反覆時間內的 傾斜磁場及激勵脈沖的施加時刻到生成了回波的中心時刻為止的片 層選擇用傾斜磁場以及讀出用傾斜磁場、生成了回波的中心時刻到下一激勵脈衝的施加時刻為止的片層選擇用傾斜磁場以及讀出用傾斜
磁場的各0次矩分別成為零、並且上述反覆時間內的片層選擇用傾斜
磁場以及讀出用傾斜磁場的至少 一方的1次矩成為非零值的方式施加 上述傾斜磁場，而得到被檢體內的流動物質中的核磁自旋的穩定狀態
自由旋進運動；以及圖像生成單元，根據上述磁共振數據生成上述流 動物質的圖像。
本發明的磁共振成像裝置為了達成上述目的，具有預掃描單元， 以同 一偏轉角以及恆定的反覆時間施加多個激勵脈沖，在用於通過以 上述反覆時間內的傾斜磁場及激勵脈沖的施加時刻到生成了回波的 中心時刻為止的片層選擇用傾斜磁場以及讀出用傾斜》茲場、生成了回 波的中心時刻到下一激勵脈衝的施加時刻為止的片層選擇用傾斜》茲 場以及讀出用傾斜磁場的各0次矩分別成為零、並且上述反覆時間內 的片層選擇用傾斜磁場以及讀出用傾斜磁場的至少 一方的1次矩成為 非零值的方式施加上述傾斜磁場而得到被檢體內的流動物質中的核 磁自旋的穩定狀態自由旋進運動的攝影條件中，通過改變相鄰的激勵 脈衝的發送相位之差執行預掃描而收集與相互不同的多個發送相位 之差對應的多個磁共振數據；以及圖像生成單元，根據上述多個磁共 振數據分別生成上述流動物質的多個預掃描圖像。
本發明的磁共振成像方法為了達成上述目的，具有以同一偏轉 角以及恆定的反覆時間施加多個激勵脈衝，按照用於通過以上述反覆 時間內的傾斜磁場及激勵脈衝的施加時刻到生成了回波的中心時刻 為止的片層選擇用傾斜》茲場以及讀出用傾斜磁場、生成了回波的中心 時刻到下一激勵脈衝的施加時刻為止的片層選擇用傾斜磁場以及讀 出用傾斜磁場的各0次矩分別成為零、並且上述反覆時間內的片層選 擇用傾斜磁場以及讀出用傾斜磁場的至少一方的l次矩成為非零值的 方式施加上述傾斜磁場，而得到被檢體內的流動物質中的核磁自旋的 穩定狀態自由旋進運動的攝影條件，收集磁共振數據的步驟；以及才艮 據上述磁共振數據生成上述流動物質的圖像的步驟。
本發明的磁共振成像方法為了達成上述目的，具有以同一偏轉角以及恆定的反覆時間施加多個激勵脈衝，在用於通過以上述反覆時 間內的傾斜》茲場及激勵脈衝的施加時刻到生成了回波的中心時刻為 止的片層選擇用傾斜磁場以及讀出用傾斜磁場、生成了回波的中心時 刻到下 一激勵脈沖的施加時刻為止的片層選擇用傾斜磁場以及讀出
用傾斜磁場的各o次矩分別成為零、並且上述反覆時間內的片層選擇
用傾斜磁場以及讀出用傾斜磁場的至少一方的1次矩成為非零值的方 式施加上述傾斜磁場而得到被檢體內的流動物質中的核磁自旋的穩 定狀態自由旋進運動的攝影條件中，通過改變相鄰的激勵脈沖的發送 相位之差執行預掃描而收集與相互不同的多個發送相位之差對應的
多個磁共振數據的步驟；以及根據上述多個磁共振數據分別生成上述 流動物質的多個預掃描圖像的步驟。
在這樣的本發明的磁共振成像裝置以及磁共振成像方法中，可以 利用SSFP取得流動物質的MR圖像。


圖l是示出以往的TrueFISP時序的時序圖。
圖2是示出使用了以往的SSFP時序的掃描中的磁化的變化的圖。
圖3是說明從以往公知的相位偏移的圖。
圖4是示出在以往的SSFP時序中施加的傾斜磁場與沿著傾斜磁 場方向流動的物質的磁化的相位的關係的圖。
圖5是示出本發明的磁共振成像裝置的實施方式的結構圖。 圖6是圖5所示的計算機的功能框圖。
圖7是示出在圖5所示的攝影條件設定部中設定的血流像製成用 的SSFP時序的一個例子的圖。
圖8是示出在圖7所示的SSFP時序中將相鄰的RF激勵脈沖的 相位角之差設為丌的奇數倍時的靜止物質的橫磁化的變化的圖。
圖9是示出在圖7所示的SSFP時序中將相鄰的RF激勵脈衝的 相位角之差設為7t的奇數倍時的流動物質的橫磁化的變化的圖。圖10是示出在圖7所示的SSFP時序中將相鄰的RF激勵脈沖 的相位角之差設為；r與流動物質的相位偏移量之和時的靜止物質的橫 磁化的變化的圖。
圖11是示出在圖7所示的SSFP時序中將相鄰的RF激勵脈衝
的相位角之差設為7T與流動物質的相位偏移量之和時的流動物質的橫
磁化的變化的圖。
圖12是說明圖7所示的SSFP時序中的RF激勵脈沖的發送相 位角的偏移量的設定方法的圖。
圖13是示出在圖6所示的攝影條件設定部中設定的實用性的讀 出軸方向的傾斜磁場的一個例子的圖。
圖14是示出在圖6所示的攝影條件設定部中設定的實用性的讀 出軸方向的傾斜磁場的另 一個例子的圖。
圖15是示出在圖6所示的攝影條件設定部中改變數據收集定時 而設定多個攝影條件的例子的圖。
圖16是示出在圖6所示的攝影條件設定部中將發送相位角的偏 移量設為相同、另一方面反轉讀出軸方向的傾斜磁場的l次矩的符號 並將第1 SSFP時序以及第2 SSFP時序設定成攝影條件時的磁化的相 位偏移的情況的圖。
圖17是示出利用圖5所示的磁共振成像裝置對被檢體P的血流 像進行攝影時的步驟的流程圖。
圖18是詳細示出利用圖5所示的磁共振成像裝置按照被設定成 不同的延遲時間的2個SSFP時序進行數據收集時的從數據收集至血 流像的生成為止的流程圖。
圖19是詳細示出利用圖5所示的磁共振成像裝置按照被設定成 不同的傾斜磁場的1次矩的2個SSFP時序進行數據收集時的從數據 收集至血流像的生成為止的流程圖。
圖20是示出利用圖5所示的磁共振成像裝置使用通過預掃描求 出的參數進行成像掃描的步驟的圖。
具體實施例方式
參照附圖對本發明的磁共振成像裝置以及磁共振成像方法的實 施方式進4亍i兌明。
圖5是示出本發明的磁共振成像裝置的實施方式的結構圖。
磁共振成像裝置20構成為在未圖示的門架中內置有形成靜磁 場的筒狀的靜磁場用磁鐵21、設置在該靜磁場用磁鐵21的內部的均 場線圏22、傾斜》茲場線圏23以及RF線圏24。
在磁共振成像裝置20中，具備控制系統25。控制系統25具備 靜磁場電源26、傾斜磁場電源27、均場線圈電源28、發送器29、接 收器30、時序控制器31以及計算機32。控制系統25的傾斜磁場電 源27由X軸傾斜,茲場電源27x、 Y軸傾斜磁場電源27y以及Z軸傾 斜磁場電源27z構成。另外，在計算機32中，具備輸入裝置33、顯 示裝置34、運算裝置35以及存儲裝置36。
靜磁場用磁鐵21與靜磁場電源26連接，具有利用從靜磁場電源 26供給的電流在攝像區域中形成靜磁場的功能。另外，靜磁場用磁鐵 21由超導線圈構成的情況較多，在勵磁時與靜磁場電源26連接而被 供給電流，但在一旦被勵磁之後一般成為非連接狀態。另外，還有時 使用永久磁4失構成靜》茲場用》茲4失21，而不設置靜/P茲場電源26。
在靜磁場用磁鐵21的內側，在該軸上設置有筒狀的均場線圏22。 均場線圏22構成為與均場線圈電源28連接，從均場線圏電源28向 均場線圏22供給電流而靜磁場被均勻化。
傾斜》茲場線圏23由X軸傾斜》茲場線圏23x、 Y軸傾斜磁J^/A^ 23y以及Z軸傾斜》茲場線圏23z構成，在靜/P茲場用》茲鐵21的內部形成 為筒狀。在傾斜磁場線圏23的內側設置有床37而被設為攝像區域， 在床37上設置被檢體P。 RF線圈24還有時不內置於門架，而設置 於床37、 ^皮檢體P附近。
傾斜磁場線圏23與傾斜》茲場電源27連接。傾斜磁場線圏23的 X軸傾斜磁場線圏23x、 Y軸傾斜磁場線圏23y以及Z軸傾斜磁場線 圏23z分別與傾斜磁場電源27的X軸傾斜磁場電源27x、 Y軸傾斜磁場電源27y以及Z軸傾斜磁場電源27z連接。
而且，構成為可以利用從X軸傾斜^茲場電源27x、 Y軸傾斜石茲場 電源27y以及Z軸傾斜磁場電源27z分別供給到X軸傾斜磁場線圏 23x、 Y軸傾斜石茲場線圏23y以及Z軸傾斜》茲場線圏23z的電流，在 攝像區域中分別形成X軸方向的傾斜磁場Gx、 Y軸方向的傾斜磁場 Gy、 Z軸方向的傾斜》茲場Gz。
RF線圈24與發送器29以及接收器30連接。RF線圏24具有 從發送器29接收RF信號並發送到被檢體P的功能；和接收伴隨通 過被檢體P內部的原子核自旋的RF信號引起的激勵而發生的NMR 信號並提供到接收器30的功能。
另一方面，控制系統25的時序控制器31與傾斜磁場電源27、 發送器29以及接收器30連接。時序控制器31具有存儲記述有為 了驅動傾斜磁場電源27、發送器29以及接收器30而所需的控制信息、 例如應對傾斜磁場電源27施加的脈衝電流的強度、施加時間、施加 定時等動作控制信息的時序信息的功能；和通過按照所存儲的規定時
序驅動傾斜磁場電源27、發送器29以及接收器30而發生X軸傾斜 /磁場Gx、 Y軸傾斜》茲場Gy、 Z軸傾斜》茲場Gz以及RF^f言號的功能。
時序控制器31構成為接收通過接收器30中的NMR信號的檢波 以及A/D (analog to digital)變換而得到的複數數據即源數據(raw data)並提供到計算機32。
因此，在發送器29中，具備根據從時序控制器31接收到的控制 信息向RF線圈24提供RF信號的功能。另一方面，在接收器30中， 具備通過對從RF線圏24接收到的NMR信號進行檢波並執行所需 信號處理、並且進行A/D變換，而生成作為,皮數位化的複數數據的源 數據的功能；和向時序控制器31提供所生成的源數據的功能。
在磁共振成像裝置20中，還具備取得被檢體P的ECG ( electro cardiogram)信號的ECG單元38。構成為由ECG單元38取得的 ECG信號經由時序控制器31輸出到計算機32。
另外，還可以代替ECG信號而取得脈波同步(PPG: PeripheralPulse Gating)信號。PPG信號例如是將指尖的脈波作為光信號檢測 的信號。在取得PPG信號的情況下，設置有PPG信號檢測單元。
通過使用運算裝置35執行保存於計算機32的存儲裝置36中的 程序，在計算機32中具備各種功能。但是，也可以不依賴於程序， 而在磁共振成像裝置20中設置具有各種功能的特定電路。
圖6是圖5所示的計算機32的功能框圖。
計算機32利用程序而作為攝影條件設定部40、攝影參數保存部 41、時序控制器控制部42、 k空間資料庫43、圖像重構部44、圖像 資料庫45、血流像製成部46發揮功能。
攝影條件設定部40具有可以利用SSFP時序抑制來自臟器等 靜止物質的信號、另一方面強調來自血流等流動物質的信號並收集的 功能；和向時序控制器控制部42提供包括所設定的脈衝時序的攝影 條件的功能。可以根據來自輸入裝置33的指示信息來進行攝影條件 的設定。
為此，攝影條件設定部40具備在顯示裝置34上顯示攝影條件的 設定畫面的功能。於是，用戶通過參照顯示在顯示裝置34上的設定 畫面對輸入裝置33進行操作，可以從預先準備的每個攝影部位、每 個攝影條件的多個攝影方案中選擇用於攝影的攝影方案、或者設定所 需的參數值等攝影條件。
另外，構成為通過該設定畫面，還可以設定是否自動地進行數據 收集後的用於血流像的製成、顯示的差分處理、最大值投影(MIP: Maximum Intensity Projection )處理等圖像處理。因此，攝影如泮設 定部40構成為在從輸入裝置33輸入了指示信息以自動地進行圖像處 理的情況下，向血流像製成部46提供自動地進行圖像處理的指示。
此處對利用了 SSFP時序的流動物質的攝像條件進行說明。以下， 主要對流動物質為血流的情況進行說明，但對於淋巴、腦脊髓液(CSF: cerebrospinal fluid )、在消化管內流動的流體等血流以外的流動物質， 也是同樣的。
圖7是示出在圖5所示的攝影條件設定部40中設定的血流像製成用的SSFP時序的一個例子的圖。
在圖7中，RF表示RF激勵脈衝，SS表示片層軸方向的片層選 擇用傾斜磁場，PE表示相位編碼軸方向的相位編碼用傾斜磁場，RO 表示讀出軸方向的讀出用傾斜^ 茲場。
如圖7所示，對於血流像製成用的SSFP時序，以恆定並且短的 TR施加同 一激勵角度(偏轉角)a的RF激勵脈衝，而使磁化迅速成 為穩定狀態。另外，各方向的傾斜磁場被控制成在TR期間片層軸、 相位編碼軸以及讀出軸這3個軸方向上的傾斜/P茲場的0次矩都成為 零。進而，讀出軸以及片層軸方向的傾斜磁場從RF激勵脈衝的施加 中心時刻到回波的中心時刻為止的回波時間(TE: echo time)以及 從回波的中心時刻到下一 RF激勵脈衝的施加中心時刻為止的期間的 任意一個中，都被控制成0次矩分別成為零。
進而，在血流像製成用的SSFP時序中，各傾斜磁場被控制成讀 出軸方向以及片層軸方向的至少一方的軸方向上的傾斜磁場的1次矩 在TR內具有非零值。
圖7示出讀出軸方向的傾斜磁場的1次矩被控制成非零值的例 子。以下，對將讀出軸方向的傾斜磁場的1次矩控制成非零值的情況 進行說明。
在該情況下，對於讀出軸方向的傾斜》茲場的TR內的0次矩M0 以及1次矩Ml，如果將讀出軸方向的傾斜f茲場的強度設為G，則滿 足式(3-1)以及式(3-2)成為條件。
M0 = jGdt = 0 ( 3 - 1)
Ml = jGtdt" ( 3 - 1)
如果如式(3-2)以及圖7所示將讀出軸方向的傾斜磁場的1 次矩Ml控制成非零值，則對於沿著讀出軸方向以恆定的速度v移動 的血流的橫磁化，如果將磁旋轉比設為y，則由於讀出軸方向的傾斜 磁場而僅受到"Mlxv的相位偏移。因此，在從血流得到的信號與來 自靜止的臟器的信號之間的信號強度中產生差，可以得到選擇性地強 調了來自血流的信號的對比度的血流像。優選控制各RF激勵脈衝的相位角以如圖7所示使相鄰的RF激 勵脈衝的發送相位角之差成為並非7T(180。)的奇數倍的值。即，優 選為如果將第n次施加的RF激勵脈沖的發送相位角設為cp(n)，則 控制各RF激勵脈衝的相位角以滿足式(4-1)以及式(4-2)所示 的條件。
(p(n + l) -(p(n) =7i + A(p[radian
(4 - 1) A樣2腿 (m為整數) (4-2) 此處，使用附圖對通過這樣控制各RF激勵脈衝的相位角而得到 的效果進行說明。
圖8是示出在圖7所示的SSFP時序中將相鄰的RF激勵脈衝的 相位角之差設為71的奇數倍時的靜止物質的橫磁化的變化的圖。圖9 是示出在圖7所示的SSFP時序中將相鄰的RF激勵脈衝的相位角之 差設為71的奇數倍時的流動物質的橫磁化的變化的圖。
圖8以及圖9都是在相對實驗室系統以與磁化的中心頻率相同的 頻率旋轉的系統中從靜,茲場方向觀察XY方向的f茲化的圖。
在圖7所示的SSFP時序中，如果進行控制以使相鄰的RF激勵
脈衝的相位角之差71+ A(p成為7T的奇數倍、即在式(4-l)中成為Acp
=2;rm,則臟器等靜止物質以及血流等流動物質的橫磁化分別呈現圖 8以及圖9所示的舉動。
即，如果靜止物質的橫磁化通過第n次的RF激勵脈衝的施加而 朝向圖8所示的(n)的位置，則靜止物質的橫磁化通過第n + l次的 RF激勵脈沖的施加而在(n + l)的位置處反轉，橫磁化的大q在& 勵前後成為相同。這樣在靜止物質中磁化的穩定狀態被良好地維持。
與其相對，如果沿著讀出軸方向以恆定的速度v移動的血流等流
動物質的橫磁化通過第n次的RF激勵脈沖的施加而朝向圖9所示的 (n)的位置，則在剛要施加第n + l次的RF激勵脈沖之前，如上所 述由於讀出軸方向的傾斜磁場而僅受到yxMlxv的相位偏移。其結果， 血流等流動物質的橫磁化有可能不反轉而每當施加橫磁化的大小RF 激勵脈衝時變化。即，如果將相鄰的RF激勵脈沖的相位角之差7T+ A(p設為71的
奇數倍，則血流等流動物質的橫磁化的大小每當激勵時變化，有可能 無法充分地維持穩定狀態。其帶來由於信號強度的變動而引起的重 影、模糊這樣的偽影的出現、對比度自身的變化。
因此，通過如式(4-2)所示將相鄰的RF激勵脈衝的相位角之
差7T + A(p設定成與7T的奇數倍不同的值，可以迴避這樣的問題。特別
通過控制相鄰的RF激勵脈衝的相位角之差7T+Acp以使式(5)所示 的條件滿足，可以良好地維持血流等流動物質的穩定狀態。 A(p"xMlxv (5)
即，通過進行設定以使相鄰的RF激勵脈衝的相位角之差成為7T
(180。)與血流等流動物質中的》茲化的相位偏移量之和，可以更良好 地維持血流等流動物質的磁化的穩定狀態。換言之，如果將式(4-l) 所示的Acp如式(5)所示設定成TR內的讀出軸方向的傾斜i茲場的1 次矩M1、沿著讀出軸方向移動的血 流速度v以及磁旋轉比y之積， 則可以更良好地維持血流等流動物質的^茲化的穩定狀態。此處，使用 附圖對其理由進行說明。
圖10是示出在圖7所示的SSFP時序中將相鄰的RF激勵脈衝 的相位角之差設為；i與流動物質的相位偏移量之和時的靜止物質的橫 磁化的變化的圖，圖11是示出在圖7所示的SSFP時序中將相鄰的 RF激勵脈衝的相位角之差設為7i與流動物質的相位偏移量之和時的 流動物質的橫磁化的變化的圖。
圖IO以及圖ll都是在相對實驗室系統以與磁化的中心頻 ，々ti ^ 的頻率旋轉的系統中從靜磁場方向觀察XY方向的磁化的圖。
在圖7所示的SSFP時序中，如果進行控制以使相鄰的RF激勵
脈沖的相位角之差7T + Aq)成為血流等流動物質的相位偏移量與7T之
和、即滿足式(5)，則臟器等靜止物質以及血流等流動物質的橫磁 化分別呈現圖10以及圖11所示的舉動。
即，如果靜止物質的橫磁化通過第n次的RF激勵脈衝的施加而 朝向圖10所示的(n )的位置，則靜止物質的橫磁化通過第n + 1次的RF激勵脈衝的施加而在(n + l)的位置處變化。此處，由於第n + 1次的RF激勵脈衝的發送相位角(p ( n + 1)相對第n次的RF激勵 脈衝的發送相位角(f)(n)僅存在7T + A(p的差異，所以通過第n + l次 的RF激勵脈沖的施加，靜止物質的橫磁化在不反轉的情況下而改變 橫磁化的大小。因此，在靜止物質中磁化的穩定狀態未被維持，而可 以抑制來自血流像的生成中無需的靜止物質的信號。
與其相對，如果沿著讀出軸方向以恆定的速度v移動的血流等流 動物質的橫磁化通過第n次的RF激勵脈衝的施加而朝向圖11所示的 (n)的位置，則在剛要施加第n + l次的RF激勵脈衝之前，如上所 述由於讀出軸方向的傾斜磁場而受到僅yxMlxv的相位偏移。但是， 由於進行設定以使第n + 1次的RF激勵脈衝的發送相位角cp ( n + 1 ) 相對第n次的RF激勵脈衝的發送相位角cp (n)存在<又丌+ A(p的差 異，並且如式(5)所示發送相位角cp (n+l)的偏移量A(p與相位偏 移量yxMlxv相等，所以血流等流動物質的才黃i茲化由於第n + 1次的 RF激勵脈衝的施加而在圖11的(n + l)的位置處反轉。其結果，僅 血流等流動物質的橫磁化良好地維持穩定狀態。於是，可以僅選擇性 地強調來自血流像的生成中所需的血流的信號。
另外，圖8、圖9、圖.10以及圖11示出橫磁化的變化，但對於 縱磁化也是同樣的。即，如果進行設定以使所連接的RF激勵脈衝的 相位角之差成為71 (180°)與血流等流動物質中的》茲化的相位偏移量 之和，則流動物質的縱磁化的大小也成為恆定，而可以維持穩定狀態。
這樣，如果控制RF激勵脈沖的發送相位角cp以使流動物質的磁 化的相位偏移量"Mlxv與RF激勵脈沖的發送相位角cp的偏移量Acp 相等，則可以更良好地維持流動物質的磁化的穩定狀態。
圖12是說明圖7所示的SSFP時序中的RF激勵脈衝的發送相 位角q>的偏移量A(p的設定方法的圖。
在圖12中橫軸表示流動物質的磁化的相位偏移量yxMlxv，縱 軸表示從受到相位偏移的物質得到的信號的強度。
如圖12所示，流動物質的磁化根據讀出軸方向的傾斜磁場而沿著相位方向僅偏移與流速分布對應的量。因此，信號強度也具有與流
動物質的流速分布對應的分布。因此，進行控制以4吏RF激勵脈衝的 發送相位角(p的偏移量A(p與流動物質的磁化的平均性或代表性的相 位偏移量yxMlxv相等即可。
此處，相位偏移量YxMlxv與流動物質的讀出軸方向的移動速度 v以及讀出軸方向的傾斜;f茲場的1次矩Ml成比例。因此，需要求出 流動物質的讀出軸方向的移動速度v，並且將讀出軸方向的傾斜》茲場 的1次矩M1決定成恰當的值。
因此，首先對讀出軸方向的傾斜磁場的1次矩M1的優選的設定 條件進行說明。
在流動物質的讀出軸方向的移動速度v為典型值的情況下，如果 將1次矩M1設定得較大，則式(6)的關係成立。 yxMlxv>27T (6)
式(6)表示在信號的讀出中，流動物質移動大致1像素以上。 在這樣的情況下僅通過簡單地控制RF激勵脈衝的發送相位角A(p以 使式(5)的關係成立，有時所得到的信號的強度降低。因此，讀出 軸方向的傾斜/f茲場的1次矩M1優選以流動物質的讀出軸方向的移動 速度v的最大值vmax為指標，而設定成滿足式(7)所示的關係。
Ml<27r y vmax ( 7 )
圖13是示出在圖6所示的攝影條件設定部40中設定的實用性的 讀出軸方向的傾斜磁場的一個例子的圖，圖14是示出在圖6所示的 攝影條件設定部40中設定的實用性的讀出軸方向的傾斜磁場的另一 個例子的圖。
如果例如如圖13以及圖14所示設定讀出軸方向的傾斜磁場，則 TR內的0次矩MO成為零，並且1次矩Ml成為非零值。圖13以及 圖14所示的讀出軸方向的傾斜磁場的相異點在於，1次矩M1的符號 相逆。
另外，如果滿足SSFP時序的條件，則可以將讀出軸方向的傾斜 /磁場設定成任意的波形。例如SSFP時序由於被設成讀出軸方向的傾斜^f茲場的極性至少改變2次的條件，所以還可以增加讀出軸方向的傾 斜磁場的極性的反轉次數。
另一方面，流動物質的讀出軸方向的移動速度v可以通過4壬意的 方法預先取得。例如，可以進行用於對流動物質的讀出軸方向的移動 速度v進行測量的公知的掃描。
另外，作為另一方法，對於流動物質的移送速度v，即使被檢體 P不同但只要攝影部位相同則有時可視為大致相同，所以還可以針對
每個攝影部位預先經驗性地求出流動物質的移送速度v並進行資料庫 化。但是，代替針對每個攝影部位對流動物質的移動速度v進行對應 關聯，而還可以利用攝影試驗等任意手段預先求出RF激勵脈衝的發 送相位角cp的偏移量A(p、相鄰的RF激勵l^衝的相位角之差7T +A(p 的恰當值，針對頭部、胸部、腹部、下肢等每個攝影部位通過對應關 聯而求出。
在攝影參數保存部41中，保存有如此預先對被檢體P的攝像部 位對應關聯的流動物質的移動速度v、 RF激勵脈衝的發送相位角(p 的偏移量Acp或者相鄰的RF激勵脈衝的相位角之差7T + Acp。
作為又一方法，還可以是通過在血流像的成像掃描之前進行用於 決定流動物質的移動速度v、RF激勵脈衝的發送相位角(p的偏移量Acp 或者相鄰的RF激勵脈衝的相位角之差7t +Acp的恰當值的預掃描，而 求出流動物質的移動速度v、RF激勵脈衝的發送相位角cp的偏移量Acp 或者相鄰的RF激勵脈衝的相位角之差7T +A(p的恰當值，其詳細內容 將在後面4又述。
進而，作為其他優選的攝影條件，可以舉出信號的收集定時的設 定。即，如果設定攝影條件以在血流的拍出速度成為最大的定時收集 信號，則與流動物質的移送速度v—起，相位偏移量yxMlxv也變大， 所以可以增加來自流動物質的信號強度的變化。由此，還可以提高流 動物質相對來自靜止物質的信號的對比度。
在對信號的收集定時進行控制的情況下，利用來自ECG單元38 的ECG信號、來自未圖示的PPG信號檢測單元的PPG信號在心電同步或脈波同步下執行SSFP時序即可。
另外，目前為止，對為了血流像的攝影，設定使用了 SSFP時序 的單 一 的攝影條件的情況進行了說明，但為了共同的血流像的攝影而 設定多個不同的攝影條件時也是有效的。即，通過設定多個不同的攝 影條件，並在按照各攝影條件收集到的多個圖像數據之間進行差分處 理，可以消除來自血流等流動物質以外的靜止物質的信號。由此，可 以選擇性地利用來自血流等流動物質的信號，通過更佳的描繪能力得 到血流等流動物質的圖像。
因此，還可以通過設定未利用SSFP的攝影條件，並對按照利用 了上述那樣的SSFP的攝影條件以及未利用SSFP的攝影條件分別得 到的多個圖像進行差分處理，而生成血流等流動物質的圖像。
另一方面，還可以通過利用SSFP但設定相互不同的多個攝影條 件，並對按照各攝影條件分別得到的多個圖像進行差分處理，而生成 血流等流動物質的圖像。因此，此處，對改變數據收集定時而設定多 個攝影條件的例子、改變讀出軸方向的傾斜磁場的1次矩M1而設定 多個攝影條件的例子以及改變RF激勵脈衝的發送相位角的偏移量 Acp而設定多個攝影條件的例子進行說明。
圖15是示出在圖6所示的攝影條件設定部40中改變數據收集定 時而設定多個攝影條件的例子的圖。
如圖15所示，通過進行心電圖同步或脈波同步，可以控制數據 收集定時。即例如可以設定攝影條件，以將ECG信號的R波作為觸 發並在從觸發經過延遲時間Tl之後利用第1 SSFP時序(SSFP i )進 行數據收集，在從觸發經過與延遲時間Tl不同的延遲時間T2之後利 用第2SSFP時序(SSFP2)進行數據收集。由此，在利用第1SSFP 時序以及第2 SSFP時序的信號的收集定時，血流速度v成為不同的 值。於是，通過進行按照利用笫1 SSFP時序以及第2 SSFP時序的2 次攝影分別得到的圖像數據Il、 12的差分處理，可以消除來自靜止物 質的信號而良好地描繪出血流像。
為了良好地描繪出血流像，優選設定延遲時間Tl以使利用第1
23SSFP時序的數據收集定時成為血流速度v快的收縮期等時相，另一 方面設定延遲時間T2以使利用第2 SSFP時序的數據收集定時成為血 流速度v慢的舒張期等時相。通過這樣設定延遲時間Tl、 T2，可以 增大來自血流的信號的差分值。
即，如果將快的血流的流速的典型值設為vmax，將慢的血流的 流速的典型值設為vmin，則可以如式(8-1)以及式(8-2)所示 分別決定第1 SSFP時序中的RF激勵脈衝的發送相位角的偏移量Acpl 以及第2SSFP時序中的RF激勵脈衝的發送相位角的偏移量Acp2。
A(pl = yxMlxvmax (8-1)
Acp2 = yxMl xvmin ( 8 - 2 )
如果這樣設定第1 SSFP時序的延遲時間Tl以及RF激勵脈衝的 發送相位角的偏移量Acpl以及第2 SSFP時序的延遲時間T2以及RF 激勵脈衝的發送相位角的偏移量Acp2，則可以在血流速度v快的時相 下以大的信號強度收集來自血流的信號，另一方面可以在血流速度v 慢的時相下以比血流速度v快的時相小的信號強度收集來自血流的信 號。即，可以利用延遲時間相互不同的第1 SSFP時序以及第2 SSFP 時序以相互不同的信號強度分別從血流收集信號。
另一方面，靜止物質的磁化由於未受到相位偏移，所以從靜止物 質與時相無關地以一定的信號強度收集信號。即可以利用第1 SSFP 時序以及第2 SSFP時序以等同的信號強度分別從靜止物質收集信號。 因此，如果在基於在2個不同的時相下收集到的信號的2個圖像數據 II、 12之間進行差分處理，則來自靜止物質的信號被消除，另一方面 僅抽取來自血流的信號。於是，可以僅根據所抽取的來自血流的血流 信號製成血流像。
接下來，對改變讀出軸方向的傾斜磁場的1次矩Ml而設定多個 攝影條件的例子進行說明。
通過改變讀出軸方向的傾斜磁場的1次矩Ml而將第1 SSFP時 序以及第2 SSFP時序這2個SSFP時序分別設定成攝影條件，並對按 照這些攝影條件收集到的圖像數據進行差分處理，也可以消除來自靜止物質的信號，另一方面可以僅抽取來自血流等流動物質的信號。即，
通過進4亍執4亍讀出軸方向的傾斜》茲場的1次矩Ml不同的多個SSFP 時序而分別得到的圖像的差分，也可以僅抽取來自血流等流動物質的 信號。
例如，可以將圖13以及圖14所示的波形的讀出軸方向的傾斜磁 場分別設為第1 SSPF時序的傾斜磁場以及第2 SSFP時序的傾斜磁 場。即，如果將圖13所示的波形的讀出軸方向的傾斜磁場的1次矩 設為Ml ( A)，將圖14所示的波形的讀出軸方向的傾斜磁場的1次 矩設為Ml (B),則決定第1 SSFP時序的讀出軸方向的傾斜磁場以 及第2 SSFP時序的讀出軸方向的傾斜磁場以使式(9)成立。
Ml ( A ) = - Ml ( B ) ( 9 )
但是，也可以簡單地對第1 SSFP時序的讀出軸方向的傾斜》茲場 以及第2 SSFP時序的讀出軸方向的傾斜磁場進行控制，以使第1 SSFP時序的傾斜》茲場的1次矩Ml ( A)與第2 SSFP時序的傾斜》茲 場的1次矩M1 (B)成為相互不同的值。
在將圖13以及圖14所示的波形的讀出軸方向的傾斜磁場分別i殳 為第1 SSFP時序的傾斜磁場以及第2 SSFP時序的傾斜磁場的情況 下，第1 SSFP時序中的RF激勵脈衝的發送相位角的偏移量Acpl以 及第2 SSFP時序中的RF激勵脈衝的發送相位角的偏移量Acp2設為 相同時是有效的。
圖16是示出在圖6所示的攝影條件設定部40中將發送相位角的 偏移量A(pi殳為相同、另一方面反轉讀出軸方向的傾斜石茲場的1次矩 Ml的符號並將第1 SSFP時序以及第2 SSFP時序設定成攝影條件時 的磁化的相位偏移的情況的圖。
在圖16中，橫軸表示血流等流動物質的磁化的相位偏移量 yxMlxv，縱軸表示從受到相位偏移的物質得到的信號的強度。
通過執行第1 SSFP時序以及第2 SSFP時序而得到的信號強度 分布分別呈現如圖16所示的流動物質的流速依賴性。即，信號的強 度按照磁化的相位偏移與流動物質的流速分布對應地分布。該相位偏移量yxMlxv與傾斜磁場的1次矩Ml成比例。因此，在執行了第1 SSFP時序時，得到與第1 SSFP時序的傾斜磁場的1次矩Ml (A) 對應的信號強度分布S(A)。另一方面，在執行了第2SSFP時序時， 第2 SSFP時序的傾斜磁場的1次矩Ml (B)是將第1 SSFP時序的 傾斜磁場的l次矩Ml( A)的符號反轉而得到的，成為將按照第1 SSFP 時序生成的信號強度分布S ( A)反轉而得到的信號強度分布S ( B )。 此處，圖16的相位偏移量"Mlxv為零時的信號強度與來自靜
止物質的信號強度SO對應。該來自靜止物質的信號強度SO在執行了 第1 SSFP時序的情況與執行了第2SSFP時序的情況下是相同的。因 此，如果進行控制以使第1 SSFP時序以及第2 SSFP時序的發送相位 角的偏移量Acp與按照第1 SSFP時序產生的流動物質的磁化的平均性 或代表性的相位偏移量YXM1 (A) xv相等，則通過按照第ISSFP時 序攝影的第1圖像數據I (A)與按照第2SSFP時序攝影的第2圖像 數據I (B)之間的差分處理，可以消除來自靜止物質的信號，另一方 面可以僅抽取來自流動物質的信號而生成血流像。此時得到的血流傳_ 成為和與第1 SSFP時序以及第2 SSFP時序的發送相位角的偏移量 A(p對應的信號強度差As相應的信號強度。即，通過將傾斜磁場的1 次矩M1的符號反轉這樣的非常簡易的控制，可以充分地得到該信號 強度差As,另一方面可以通過差分消除來自靜止物質的信號。
另外，被檢體P內的血流速度v由於拍動影響而針對每個時相 不同。因此，為了得到圖16所示的反轉後的信號強度分布，將執行 第1 SSFP時序以及第2 SSFP時序時的血流速度v設為相同變 付乂、 因此，優選在心電同步下或脈動同步下以同一觸發以及延遲時間執行
第1 SSFP時序以及第2 SSFP時序。
另外，使用上述2種SSFP時序的2個例子對應於在式(5)中 分別改變流動物質的速度v以及傾斜磁場的1次矩Ml而設定了 2個 SSFP時序的例子，但即使改變發送相位角的偏移量A(p自身而設定2 個SSFP時序，由於執行2個SSFP時序而流動物質的磁化的相位偏 移量也改變"Mlxv，所以可以通過差分處理得到抑制了來自靜止物質的信號的血流像等流動物質的圖像。
接下來，對計算機32的其他功能進行說明。
時序控制器控制部42具有在接收到來自輸入裝置33的掃描開始 指示信息的情況下，通過從攝影條件設定部40向時序控制器31提供 包括SSFP時序的攝影條件而進行驅動控制的功能。另外，時序控制 器控制部42具有從時序控制器31接收源數據並配置於形成在k空間 資料庫43中的k空間的功能。因此，在k空間資料庫43中，在接收 器30中生成的各源數據被保存成k空間數據，而在形成於k空間數 據庫43中的k空間中配置k空間數據。
圖像重構部44具有通過從k空間資料庫43取入k空間數據 並實施包括^f專立葉變換(FT: Fourier transform )的圖《象重構處理而 重構作為實際空間數據的被檢體P的圖像數據的功能；和向圖像數據 庫45寫入進行重構而得到的圖像數據的功能。因此，在圖像資料庫 45中，保存在圖像重構部44中重構的圖像數據。
血流像製成部46具有通過從圖像資料庫45取入所需的圖像數 據，並進行差分處理等圖像處理、MIP處理等顯示處理而生成顯示用 的血流像數據的功能；和通過向顯示裝置34提供所生成的血流像數 據而在顯示裝置34上顯示血流像的功能。
接下來對磁共振成像裝置20的動作以及作用進行說明。
圖17是示出利用圖5所示的磁共振成像裝置20對被檢體P的 血流像進行攝影時的步驟的流程圖，圖中對S附加了數字的標號表示 流程的各步驟。
首先在步驟Sl中，在攝影條件設定部40中，使用了 SSFP時序 的單一的攝影條件、使用了不同的參數的多個SSFP時序的多個攝影 條件、使用了 SSFP時序以及SSFP時序以外的時序的多個攝影條件 中的任意一個被設定成攝影條件。此處，對將在心電同步下數據的收 集定時不同的2個SSFP時序設定成攝影條件的情況以及將傾斜磁場 的1次矩Ml不同的2個SSFP時序設定成攝影條件的情況進行說明。
可以僅通過如下的方法進行攝影條件的設定參照顯示在顯示裝200810178124.3
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置34上的設定圖像，通過輸入裝置33的操作從預先準備的每個關聯 部位、每個攝影條件的多個攝影方案中，選擇攝影中使用的攝影方案， 輸入所需的參數。
因此，如果用戶選擇某攝影部位用的SSFP時序，則從攝影參數 保存部41向攝影條件設定部40讀入與所對應的攝影部位對應關聯的 血流的移動速度v、 RF激勵脈衝的發送相位角(p的偏移量A(p或者相 鄰的RF激勵脈衝的相位角之差7T + Acp等參數。另夕卜，用於心電同步 攝影的延遲時間T1、 T2、傾斜磁場的1次矩Ml ( A) 、 M1(B)也 可以被預先決定成每個攝影部位的攝影方案。但是，還可以設成用戶 可以通過輸入裝置33的操作將這些各種參數設定成任意的數值。各 種參數的決定方法如上所述。
另外，還可以通過設定畫面，進行自動地進行用於生成血流像的 差分處理、MIP處理的設定。如果設定這樣的自動圖像處理，則可以 在攝影開始之後無需用戶的操作而可以生成血流像數據並顯示血流 像。
接下來在步驟S2中，按照所設定的攝影條件進行數據收集。 為此，在床37上設置被檢體P，並在利用靜磁場電源26勵磁的 靜磁場用磁鐵21 (超導磁鐵)的攝像區域中形成靜磁場。另外，從均 場線圏電源28向均場線圏22供給電流，形成於攝像區域中的靜磁場 被均勻化。
然後，如果從輸入裝置33向時序控制器控制部42提供了攝影開 始指示，則時序控制器控制部42從攝影條件設定部40取得包括S&P 時序的多個攝影條件並提供到時序控制器31。時序控制器31通過按 照從時序控制器控制部42接收到的攝影條件對傾斜磁場電源27、發 送器29以及接收器30進行驅動而在設置了被檢體P的攝像區域中形 成傾斜/P茲場，並且從RF線圏24發生RF信號。
因此，利用RF線圈24接收通過被檢體P的內部的核磁共振生 成的NMR信號並提供到接收器30。接收器30通過從RF線圈24接 收NMR信號並執行了所需的信號處理之後，進行A/D變換，而生成作為數字數據的NMR信號的源數據。接收器30向時序控制器31提 供所生成的源數據。時序控制器31向時序控制器控制部42提供源數 據，時序控制器控制部42在形成於k空間資料庫43的k空間中將源 數據配置成k空間數據。
另外，在k空間資料庫43中，保存有與不同的延遲時間Tl、 T2或不同的傾斜/f茲場的1次矩Ml ( A) 、 Ml (B)分別對應的2組 k空間數據。另外，在以不同的延遲時間Tl、 T2進行數據收集的情 況下，例如使用在ECG單元38中取得的ECG信號在心電同步下進 行數據收集。
接下來在步驟S3中，利用圖像重構部44進行圖像重構處理。即， 圖像重構部44通過從k空間資料庫43取入k空間數據並實施圖像重 構處理而重構圖像數據，向圖像資料庫45寫入進行重構而得到的圖 像數據。此處，在圖像資料庫45中，與k空間數據同樣地，保存有 與不同的延遲時間T1、 T2對應的2組圖j象數據11、 12或與不同的傾 斜》茲場的1次矩M1 (A) 、 Ml (B)對應的2組圖1象數據I (A) 、 I (B)。
接下來在步驟S4中，利用血流像製成部46生成血流像數據，在 顯示裝置34上顯示血流像。即，血流像製成部46通過從圖像資料庫 45讀入與不同的延遲時間Tl、 T2對應的2組圖像數據I1、 12或與不 同的傾斜磁場的1次矩Ml ( A) 、 Ml (B)對應的2組圖像數據I (A)、I(B)，並進4亍差分處理，而生成三維的(3D: three dimensional) 血流像數據。另外，為了在顯示裝置34上顯示3D血流像數#而對 3D血流4象數據實施MIP處理，生成二維的(2D: two - dimensional) 血流像數據。然後，向顯示裝置34提供所生成的2D血流像數據，而 在顯示裝置34上顯示血流像。
圖18是詳細示出利用圖5所示的磁共振成像裝置20按照被設定 成不同的延遲時間Tl、 T2的2個SSFP時序進行數據收集時的從數 據收集至血流像的生成為止的流程圖。另外，圖中步驟序號對應於圖 17的步驟序號。如圖18所示在步驟S2 (Tl)中，按照第1 SSFP時序在心電同 步下將R波作為觸發並設為延遲時間Tl而進行數據收集。另一方面， 在步驟S2(T2)中，按照第2SSFP時序在心電同步下將R波作為觸 發並設為延遲時間T2而進行數據收集。
接下來，在步驟S3(T1)中，由圖像重構部44通過基於設為延 遲時間Tl而收集到的數據的圖像重構處理，重構圖像數據Il。另一 方面，在步驟S3(T2)中，由圖像重構部44通過基於設為延遲時間 T2而收集到的數據的圖像重構處理，重構圖像數據I2。
接下來，在步驟S4 (Tl、 T2)中，由血流像製成部46進行圖 像數據II與圖像數據12的差分處理，差分處理的結果IIl - 12|被抽取 成血流像數據。然後顯示如上所述MIP處理後的血流像數據。
圖19是詳細示出利用圖5所示的磁共振成像裝置20按照被設定 成不同的傾斜磁場的1次矩Ml ( A) 、 Ml ( B)的2個SSFP時序進 行數據收集時的從數據收集至血流像的生成為止的流程圖。另外，圖 中步驟序號對應於圖17的步驟序號。
如圖19所示在步驟S2 (A)中，按照傾斜磁場的1次矩被設定 成Ml (A)的第1 SSFP時序進行數據收集。另一方面，在步驟S2 (B)中，按照傾斜磁場的1次矩被設定成Ml (B)的第2 SSFP時 序進行數據收集。
接下來，在步驟S3(A)中，由圖像重構部44通過基於將傾斜 磁場的1次矩作為Ml( A)收集的數據的圖像重構處理重構圖像數據 I ( A)。另一方面，在步驟S3 (B)中，由圖像重構部44通過將傾 斜磁場的l次矩作為M1(B)收集的數據的圖像重構處理重構圖像數 據I (B)。
接下來，在步驟S4 (A、 B)中，利用血流像製成部46進行圖 像數據I(A)與圖像數據I(B)的差分處理，差分處理的結果II(A) -I (B) l被抽取成血流像數據。然後顯示如上所述MIP處理後的血 流像數據。
這樣，可以利用使用了 SSFP時序的攝影條件抑制來自靜止物質的信號，而選擇性地僅對血流等流動物質的圖像進行圖像化。
接下來，對當在攝影條件設定時流動物質的移動速度v、 RF激 勵脈沖的發送相位角cp的偏移量Acp或者相鄰的RF激勵脈沖的相位 角之差7T + Acp等參數的恰當的值不明的情況下，通過預掃描 (preparation scan )求出參數的方法進行說明。此處，對進行用於求 出RF激勵脈衝的發送相位角<p的偏移量Acp的預掃描的方法進行說 明，但對於其他求出參數的情況也是同樣的。
圖20是示出利用圖5所示的磁共振成像裝置20使用通過預掃描 求出的參數進行成像掃描的步驟的圖。
首先，如圖20 (a)所示，執行預掃描。為此首先預先決定使 RF激勵脈沖的發送相位角(p的偏移量Acp逐漸變化的k個值Atpl、
Acp2、 A(p3.....A(pK。然後，作為預掃描，逐次執行設定了這些值A(pl、
Acp2、 Acp3..... AcpK的SSFP時序。
此處，預掃描是用於求出作為參數的RF激勵脈衝的發送相位角 cp的偏移量Acp的掃描，而並非用於生成血流像的掃描，所以至少收 集參數的決定中所需的數據即可。因此，從數據收集時間的縮短化、 圖像處理的簡易化、數據尺寸的縮小化的觀點來看，優選設為2D攝
影。另外，除了 RF激勵脈衝的發送相位角cp的偏移量A(p以外的攝 影條件優選與血流像的生成用的成像掃描的攝影條件 一 致。
如果執行預掃描，並根據各RF激勵脈衝的發送相位角(p的偏移 量A(pl、 Acp2、 Acp3、…、A(pK從所收集到的數據生成了血流像數據， 則如圖20 (b)所示，得到分別與各RF激勵脈衝的發送相位州中的 偏移量Acpl、 Acp2、 Acp3、…、AcpK對應的血流像數據I (Acpl) 、 I
(A(p2) 、 I (A(p3).....I (A(pK)而作為掃描圖像數據。然後，通
過顯示這些血流像數據I( A(pl) 、 1(A(p2)、 1(Acp3)、…、I(A(pK)， 並通過用戶的目視選擇成為最佳對比度的血流像數據I( Acpopt)，可 以決定最佳的RF激勵脈衝的發送相位角cp的偏移量A(popt。
在該情況下，來自輸入裝置33的血流像數據I (A(popt)的選擇 信息被提供到攝影條件設定部40，與所選擇出的血流像數據I( Acpopt)
31對應關聯的RF激勵脈衝的發送相位角(p的偏移量A(popt在攝影條件 設定部40中被設定成成像掃描用的RF激勵脈沖的發送相位角(p的 偏移量Acpopto
另外，也可以構成為在攝影條件設定部40中，通過閾值處理等
圖4象處理，從多個血流像數據I (Acpl) 、 I ( Aq>2) 、 I ( A(p3).....
I (A(pK)自動選擇成為最佳對比度的血流像數據I (A(popt)。
接下來，如圖20 (c)所示，按照對最佳的RF激勵脈沖的發送 相位角(p的偏移量Acpopt設定的3D SSFP時序如上所述執行血流4象 的攝影用的成像掃描。
其結果，即使被檢體P不同，也可以對被檢體P、攝影部位，使 用更恰當的RF激勵脈沖的發送相位角cp的偏移量Acp來進行成像掃 描。由此，可以以更佳的描繪能力顯示血流像。
即以上那樣的磁共振成像裝置20通過使用設定成片層軸方向以 及讀出軸方向中的至少一個方向上的傾斜磁場的l次矩成為非零值的 SSFP時序進行攝影，可以選擇性地僅對血流等流動物質進行圖像化。
因此，根據磁共振成像裝置20，可以利用SSFP以良好的SNR 收集僅流動物質的MR圖像。
特別是，通過將相鄰的激勵脈衝的發送相位之差設定成並非180 度的奇數倍的值，或者對按照同步攝影的延遲時間、傾斜磁場的l次 矩等條件不同的多個攝影條件取得的圖像數據進行差分處理，可以更 佳且選擇性地抽取來自流動物質的信號並進行圖像化。
權利要求
1. 一種磁共振成像裝置，具有數據收集單元，以同一偏轉角以及恆定的反覆時間施加多個激勵脈衝，按照攝影條件來收集磁共振數據，上述攝影條件用於通過以上述反覆時間內的傾斜磁場及激勵脈衝的施加時刻到生成了回波的中心時刻為止的片層選擇用傾斜磁場以及讀出用傾斜磁場、生成了回波的中心時刻到下一激勵脈衝的施加時刻為止的片層選擇用傾斜磁場以及讀出用傾斜磁場的各0次矩分別成為零、並且上述反覆時間內的片層選擇用傾斜磁場以及讀出用傾斜磁場的至少一方的1次矩成為非零值的方式施加上述傾斜磁場，而得到被檢體內的流動物質中的核磁自旋的穩定狀態自由旋進運動；以及圖像生成單元，根據上述磁共振數據生成上述流動物質的圖像。
2. 根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，上述數據收集單元 構成為將相鄰的激勵脈衝的發送相位之差設定成並非180度的奇數倍 的值而收集上述磁共振數據。
3. 根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，上述數據收集單元 構成為進行設定以使相鄰的激勵脈沖的發送相位之差成為上述流動 物質的磁化的相位偏移量與180度之和而收集上述磁共振數據。
4. 根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，上述數據收集單元 構成為除了上述攝影條件以外還按照未利用上述穩定狀態自由旋進 運動的攝影條件來收集上述磁共振數據，上述圖像生成單元構成為通過對按照上述攝影條件以及未利用 上述穩定狀態自由旋進運動的攝影條件分別得到的多個圖像進行差 分處理而生成上述流動物質的圖像。
5. 根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，上述數據收集單元 構成為針對心電圖或脈波上設定的觸發以相互不同的多個延遲時間 分別收集磁共振數據，上述圖像生成單元構成為通過對根據以上述多個延遲時間收集到的上述磁共振數據分別得到的多個圖像進行差分處理而生成上述 流動物質的圖像。
6. 根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，上述數據收集單元 構成為按照上述1次矩相互不同的多個攝影條件來收集上述磁共振數 據，上述圖像生成單元構成為通過對按照上述多個攝影條件分別得 到的多個圖像進行差分處理而生成上述流動物質的圖像。
7. 根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，上述數據收集單元 構成為按照相鄰的激勵脈衝的發送相位之差相互不同的多個攝影條 件來收集上述磁共振數據，上述圖像生成單元構成為通過對按照上述多個攝影條件分別得 到的多個圖像進行差分處理而生成上述流動物質的圖像。
8. 根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，還具備存儲單元， 該存儲單元將相鄰的激勵脈衝的發送相位之差與攝像部位關聯地保 存，上述數據收集單元構成為從上述存儲單元取得與所選擇出的攝 像部位對應的相鄰的激勵脈衝的發送相位之差，並將所取得的相鄰的 激勵脈沖的發送相位之差作為上述攝影條件而收集上述磁共振數據。
9. 根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，還具備 預掃描單元，在上述攝影條件中改變相鄰的激勵脈衝的發送相位之差而執行預掃描；以及相位差決定單元，根據通過上述預掃描分別生成的多個預掃:S實 像決定上述攝影條件中使用的相鄰的激勵脈衝的發送相位之差，上述數據收集單元構成為將所決定的上述鄰接的激勵脈沖的發 送相位之差作為上述攝影條件而收集上述磁共振數據。
10. 根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，上述數據收^+兒 構成為進行設定以使相鄰的激勵脈衝的發送相位之差成為對上述反 復時間內的讀出用傾斜^f茲場的1次矩、上述流動物質的讀出軸方向的 速度以及磁旋轉比進行乘法運算而得到的值與180度之和，收集上述磁共振數據。
11. 一種磁共振成像裝置，具有預掃描單元，以同一偏轉角以及恆定的反覆時間施加多個激勵脈 衝，在用於通過以上述反覆時間內的傾斜磁場及激勵脈衝的施加時刻 到生成了回波的中心時刻為止的片層選擇用傾斜磁場以及讀出用傾 斜^f茲場、生成了回波的中心時刻到下一激勵脈衝的施加時刻為止的片 層選擇用傾斜磁場以及讀出用傾斜磁場的各0次矩分別成為零、並且一方的1次矩成為非零值的方式施加上述傾斜磁場而得到被檢體內的 流動物質中的核磁自旋的穩定狀態自由旋進運動的攝影條件中，通過 改變相鄰的激勵脈沖的發送相位之差執行預掃描而收集與相互不同 的多個發送相位之差對應的多個磁共振數據；以及圖像生成單元，根據上述多個磁共振數據分別生成上述流動物質 的多個預掃描圖像。
12. —種磁共振成像方法，具有以同一偏轉角以及恆定的反覆時間施加多個激勵脈衝，按照攝影 條件來收集磁共振數據的步驟，上述攝影條件用於通過以上述反覆時 間內的傾斜》茲場及激勵脈沖的施加時刻到生成了回波的中心時刻為 止的片層選擇用傾斜磁場以及讀出用傾斜磁場、生成了回波的中心時 刻到下 一激勵脈衝的施加時刻為止的片層選擇用傾斜磁場以及讀出 用傾斜磁場的各O次矩分別成為零、並且上述反覆時間內的片層選擇 用傾斜磁場以及讀出用傾斜磁場的至少 一方的1次矩成為非零lk的方 式施加上述傾斜磁場，而得到被檢體內的流動物質中的核磁自旋的穩 定狀態自由旋進運動；以及根據上述磁共振數據生成上述流動物質的圖像的步驟。
13. 根據權利要求12所述的磁共振成像方法，將相鄰的激勵脈 沖的發送相位之差設定成並非180度的奇數倍的值而收集上述磁共振 數據。
14. 根據權利要求12所述的磁共振成像方法，進行設定以使相鄰的激勵脈衝的發送相位之差成為上述流動物質的磁化的相位偏移量與180度之和而收集上述磁共振數據。
15. 根據權利要求12所述的磁共振成像方法，除了上述攝影條 件以外還按照未利用上述穩定狀態自由旋進運動的攝影條件來收集 上述磁共振數據，通過對按照上述攝影條件以及未利用上述穩定狀態自由旋進運 動的攝影條件分別得到的多個圖像進行差分處理而生成上述流動物 質的圖像。
16. 根據權利要求12所述的磁共振成像方法，針對心電圖或脈 波上設定的觸發以相互不同的多個延遲時間分別收集磁共振數據，通過對根據以上述多個延遲時間收集到的上述磁共振數據分別 得到的多個圖像進行差分處理而生成上述流動物質的圖像。
17. 根據權利要求12所述的磁共振成像方法，按照上述l次矩 相互不同的多個攝影條件來收集上述磁共振數據，通過對按照上述多個攝影條件分別得到的多個圖像進行差分處 理而生成上述流動物質的圖像。
18. 根據權利要求12所述的磁共振成像方法，按照相鄰的激勵 脈衝的發送相位之差相互不同的多個攝影條件來收集上述磁共振數 據，通過對按照上述多個攝影條件分別得到的多個圖像進行差分處 理而生成上述流動物質的圖像。
19. 根據權利要求12所述的磁共振成像方法，將相鄰的激勵脈 沖的發送相位之差與攝像部位關聯地保存，從所保存的上述發送相位之差取得與所選擇出的攝像部位對應 的相鄰的激勵脈衝的發送相位之差，並將所取得的相鄰的激勵脈衝的 發送相位之差作為上述攝影條件而收集上述磁共振數據。
20. 根據權利要求12所述的磁共振成像方法，還具備在上述攝影條件中改變相鄰的激勵脈沖的發送相位之差而執行 預掃描的步驟；以及根據通過上述預掃描分別生成的多個預掃描圖像決定上述攝影 條件中使用的相鄰的激勵脈衝的發送相位之差的步驟，將所決定的上述鄰接的激勵脈衝的發送相位之差作為上述攝影 條件而收集上述磁共振數據。
21.根據權利要求12所述的磁共振成像方法，進行設定以使相 鄰的激勵脈沖的發送相位之差成為對上述反覆時間內的讀出用傾斜 磁場的l次矩、上述流動物質的讀出軸方向的速度以及磁旋轉比進行 乘法運算而得到的值與180度之和，收集上述磁共振數據。
全文摘要
本發明提供一種磁共振成像裝置以及磁共振成像方法。磁共振成像裝置具有數據收集單元以及圖像生成單元。數據收集單元以同一偏轉角以及恆定的TR施加多個激勵脈衝，按照用於通過以上述TR內的傾斜磁場以及TE中的片層選擇用傾斜磁場以及讀出用傾斜磁場、生成了回波的中心時刻到下一激勵脈衝的施加時刻為止的片層選擇用傾斜磁場以及讀出用傾斜磁場的各0次矩分別成為零、並且TR內的片層選擇用傾斜磁場以及讀出用傾斜磁場的至少一方的1次矩成為非零值的方式施加上述傾斜磁場，而得到被檢體內的流動物質中的核磁自旋的穩定狀態自由旋進運動的攝影條件，收集磁共振數據。圖像生成單元根據磁共振數據生成流動物質的圖像。
文檔編號A61B5/055GK101441255SQ20081017812
公開日2009年5月27日 申請日期2008年11月19日 優先權日2007年11月22日
發明者油井正生 申請人:株式會社東芝;東芝醫療系統株式會社