專利名稱：磁共振成像裝置和磁共振成像方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明的實施方式涉及磁共振成像裝置(Magnetic ResonanceImaging Apparatus 以下稱為MRI裝置)和磁共振成像方法。另外，本發(fā)明的實施方式涉及施加使 施加區(qū)域中的原子核自旋飽和的預(yù)飽和脈沖、反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖(inversion recovery pulse 以下稱為頂脈沖)等的預(yù)脈沖的技術(shù)。
背景技術(shù)：
MRI (Magnetic Resonance Imaging)是以拉莫爾頻率的高頻脈沖(radio frequency pulse 以下稱為RF脈沖)磁性地激發(fā)置于靜磁場中的被檢體的原子核自旋，根 據(jù)伴隨該激發(fā)而產(chǎn)生的核磁共振信號(nuclear magnetic resonance signal 以下稱為MR 信號)而重構(gòu)圖像的拍攝方法。利用MRI所拍攝的圖像中，會產(chǎn)生由于人體組織不拘于隨意或是非隨意地運動而 產(chǎn)生的體動偽影(motion artifact)。對于像血管的搏動那樣的周期性運動，有時根據(jù)拍攝 條件在一定的方向(相位編碼方向)上表現(xiàn)為重像(ghost)。另外，對于如吞咽或呼吸那樣 的非周期性運動，有時表現(xiàn)為圖像模糊或在一定的方向(相位編碼方向)上的平行條紋等。 也有時將這些偽影誤看作病變，可能成為正確診斷的妨礙。于是，在基于通常的MRI的拍攝中，通過在MR信號的數(shù)據(jù)收集用的激發(fā)脈沖施加 之前，在特定區(qū)域施加預(yù)飽和脈沖，抑制來自成為偽影的原因的體動產(chǎn)生的部位的MR信 號，實現(xiàn)畫質(zhì)的改善。作為與該預(yù)飽和脈沖相關(guān)的現(xiàn)有技術(shù)，已知日本特開2008-289862號公報。日本 特開2008-289862號公報中所記載的MRI裝置在拍攝條件的設(shè)定時顯示各預(yù)脈沖的施加目 的和施加效果等，并且在施加多個預(yù)脈沖的情況下決定其施加順序。在決定它們的施加順序時，考慮到了在最后施加的預(yù)飽和脈沖比在其以前施加的 預(yù)飽和脈沖的信號抑制效果更大。由此，使具有水激勵、脂肪抑制等各種目的的多個預(yù)脈沖 的設(shè)定變得容易。日本特開2008-289862號公報的發(fā)明具有上述那樣的作用效果。然而，在實際的 拍攝中，在預(yù)脈沖的施加順序以外還存在很多應(yīng)設(shè)定的拍攝條件。具體而言，操作者在本來 的關(guān)注區(qū)域的拍攝條件之外，還得設(shè)定以偽影的減少等畫質(zhì)改善為目的的預(yù)脈沖的拍攝條 件。例如在脊椎的拍攝中，因為由于呼吸而產(chǎn)生的腹部的體動和由于脊椎前方的心臟大血 管的搏動而產(chǎn)生體動偽影，所以會產(chǎn)生設(shè)定用于減少該體動偽影的預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域 的麻煩。
另外，在MRI裝置中，因為根據(jù)如t-SLIP(時空標(biāo)簽反轉(zhuǎn)脈沖，Time Spatial Labeling Inversion Pulse)法那樣的利用標(biāo)簽的技術(shù)，能夠分離動脈和靜脈而進(jìn)行拍攝， 所以對于腎動脈等的診斷有用。然而，該拍攝條件需要將作為標(biāo)簽用的脈沖施加的區(qū)域選 擇性的頂脈沖和/或預(yù)飽和脈沖等多個預(yù)脈沖的施加區(qū)域與拍攝定位一起組合，所以很煩雜。因此，期待使與預(yù)脈沖相關(guān)的拍攝條件的設(shè)定比以往更容易的技術(shù)。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的一個實施方式的目的在于提供使MRI中的與預(yù)脈沖相關(guān)的拍攝條件的 設(shè)定比以往更容易的技術(shù)，而本發(fā)明不限定于此目的。一個實施方式所涉及的MRI裝置具有成像部和施加區(qū)域計算部。成像部伴隨著 預(yù)脈沖的施加進(jìn)行被檢體的磁共振成像。施加區(qū)域計算部基于在所述預(yù)脈沖的施加之前收 集的包含所述磁共振成像的關(guān)注區(qū)域的圖像數(shù)據(jù)，自動計算與所述關(guān)注區(qū)域?qū)?yīng)的所述預(yù) 脈沖的施加區(qū)域。一個實施方式所涉及的MRI方法具有以下兩個步驟。一個步驟為基于利用磁共 振成像所生成的包含被檢體的關(guān)注區(qū)域的圖像數(shù)據(jù)，自動計算與所述關(guān)注區(qū)域?qū)?yīng)的預(yù)脈 沖的施加區(qū)域。一個步驟為通過隨著所述預(yù)脈沖的施加而進(jìn)行對所述被檢體的磁共振成 像，生成圖像數(shù)據(jù)。以下參照附圖，對MRI裝置和MRI方法的實施方式進(jìn)行說明。對各圖中相同的要 素附加相同的符號，省略重復(fù)的說明。


圖1為表示第1實施方式中的MRI裝置的結(jié)構(gòu)的框圖。圖2為表示圖1的計算機的細(xì)節(jié)、尤其是運算裝置的細(xì)節(jié)的功能框圖。圖3為表示作為脊椎的拍攝時所用的定位圖像的例子的冠狀截面像的示意圖。圖4為表示作為脊椎的拍攝時所用的定位圖像的例子的矢狀截面像的示意圖。圖5為表示作為脊椎和體表的邊界線信息的例子的冠狀截面像的示意圖。圖6為表示作為脊椎和體表的邊界線信息的例子的矢狀截面像的示意圖。圖7為表示第1實施方式中的預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域的計算方法的示意圖。圖8為表示第1實施方式中的MRI裝置的動作的流程圖。圖9為在第2實施方式中，對于利用動態(tài)拍攝而改變呼吸相位所得的各矢狀截面 像，求出預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域的厚度的示意性的說明圖。圖10為表示第2實施方式中的MRI裝置的動作的流程圖。圖11為表示第3實施方式中的MRI裝置的結(jié)構(gòu)的框圖。圖12為表示第4實施方式中的頂脈沖和預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域的計算方法的示意圖。圖13為表示第4實施方式中的MRI裝置的動作的流程圖。
具體實施例方式<第1實施方式>第1實施方式是以“脊椎的椎間盤拍攝”為例的與預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域的設(shè)定 的自動化有關(guān)的實施方式。圖1為表示第1實施方式中的MRI裝置20的整體結(jié)構(gòu)的框圖。如圖1所示，MRI 裝置20具有形成靜磁場的筒狀的靜磁場用磁鐵22 ；在靜磁場用磁鐵22的內(nèi)側(cè)中同軸設(shè) 置的筒狀的勻場線圈M ；梯度磁場線圈26 ；RF線圈觀；控制系統(tǒng)30 ；和承放被檢體P的寢 塌32。此處作為一例，對相互正交的X軸、Y軸、Z軸，以鉛直方向為Y軸方向進(jìn)行說明。另 外，將寢塌32的最上部板的承載用的面的法線方向配置為Y軸方向，靜磁場用磁鐵22和勻 場線圈M的軸方向作為Z軸方向?？刂葡到y(tǒng)30具有靜磁場電源40 ；勻場線圈電源42 ；梯度磁場電源44 ；RF發(fā)送器 46 ；RF接收器48 ；序列控制器50 ；以及計算機52。梯度磁場電源44具有X軸梯度磁場電源44x、Y軸梯度磁場電源44y和Z軸梯度 磁場電源Mz。另外，計算機52具有運算裝置60、輸入裝置62、顯示裝置64和存儲裝置66。靜磁場用磁鐵22與靜磁場電源40連接，利用從靜磁場電源40供給的電流在拍攝 空間中形成靜磁場。勻場線圈M與勻場線圈電源42連接，利用從勻場線圈電源42供給的 電流使該靜磁場均勻化。靜磁場用磁鐵22多由超導(dǎo)線圈所構(gòu)成，一般在勵磁時與靜磁場電 源40連接而被供給電流，一旦勵磁以后變?yōu)榉沁B接狀態(tài)。此外，也可以不設(shè)置靜磁場電源 40，而以永磁鐵構(gòu)成靜磁場用磁鐵22。梯度磁場線圈沈具有X軸梯度磁場線圈^x、Y軸梯度磁場線圈26y和Z軸梯度 磁場線圈^z，在靜磁場用磁鐵22的內(nèi)側(cè)形成為筒狀。X軸梯度磁場線圈^x、Y軸梯度磁 場線圈26y和Z軸梯度磁場線圈26z分別與梯度磁場電源44的X軸梯度磁場電源44x、Y 軸梯度磁場電源44y和Z軸梯度磁場電源Mz連接。利用從X軸梯度磁場電源Mx、Y軸梯度磁場電源44y和Z軸梯度磁場電源Mz分 別供給至X軸梯度磁場線圈^X、Y軸梯度磁場線圈26y和Z軸梯度磁場線圈2敘的電流， 在拍攝空間中分別形成X軸方向的梯度磁場fouY軸方向的梯度磁場Gy和Z軸方向的梯度 磁場Gz。RF發(fā)送器46基于從序列控制器50輸入的控制信息，生成用于引發(fā)核磁共振的RF 脈沖，將其發(fā)送至發(fā)送用的RF線圈觀。RF線圈觀有內(nèi)置于臺架的RF脈沖收發(fā)用的全身 用線圈(WBC =Wholebody coil)、在寢塌32或被檢體P的近旁設(shè)置的RF脈沖的收發(fā)用的局 部線圈等。發(fā)送用的RF線圈28從RF發(fā)送器46接收RF脈沖，向被檢體P發(fā)送。接收用的RF 線圈觀接收被檢體P內(nèi)部的原子核自旋由于RF脈沖而激發(fā)所產(chǎn)生的MR信號，利用RF接 收器48檢測該MR信號。RF接收器48通過對檢測出的MR信號實施預(yù)定的信號處理和A/D (模擬到數(shù)字， analog to digital)變換，作為生成數(shù)字化后的復(fù)數(shù)數(shù)據(jù)的原始數(shù)據(jù)(raw data)，將生成 的MR信號的原始數(shù)據(jù)輸入至序列控制器50。運算裝置60是進(jìn)行MRI裝置20整體的系統(tǒng)控制的裝置，對此利用后述的圖2進(jìn) 行說明。
序列控制器50根據(jù)運算裝置60的指令，存儲用于使梯度磁場電源44、RF發(fā)送器 46和RF接收器48驅(qū)動所需要的控制信息。這里的控制信息是指記述了例如應(yīng)該對梯度磁 場電源44施加的脈沖電流的強度、施加時間、施加定時等動作控制信息的序列信息。序列控制器50利用根據(jù)存儲的預(yù)定序列使梯度磁場電源44、RF發(fā)送器46和RF 接收器48驅(qū)動，而產(chǎn)生X軸梯度磁場fouY軸梯度磁場Gy、Z軸梯度磁場( 和RF脈沖。另 外，序列控制器50接收從RF接收器48輸入的MR信號的原始數(shù)據(jù)，將其輸入至運算裝置 60。圖2為表示圖1的計算機52的細(xì)節(jié)、尤其是運算裝置60的細(xì)節(jié)的功能框圖。如 圖2所示，運算裝置60具有MPU(微處理器單元，Micro Processor Unit) 80、條件存儲部 82、拍攝條件設(shè)定部84、圖像處理條件設(shè)定部86、顯示控制部88、圖像重構(gòu)部90、圖像處理 部92和系統(tǒng)總線94。MPU80在拍攝條件的設(shè)定、拍攝動作和拍攝后的圖像處理中，經(jīng)由系統(tǒng)總線94進(jìn) 行MRI裝置20整體的系統(tǒng)控制。輸入裝置62向操作者提供設(shè)定拍攝條件、圖像處理條件等的功能。另外，輸入裝 置62在拍攝條件決定后向MPU80輸入由操作者輸入的拍攝開始或拍攝中斷等控制指示。條件存儲部82是存儲拍攝條件和圖像處理條件的部分。拍攝條件設(shè)定部84經(jīng)由系統(tǒng)總線94從條件存儲部82中取得過去的拍攝中的拍 攝條件，經(jīng)由輸入裝置62接受根據(jù)操作者的拍攝條件的設(shè)定。另外，拍攝條件設(shè)定部84使 條件存儲部82存儲根據(jù)操作者的輸入而改變的拍攝條件。進(jìn)而拍攝條件設(shè)定部84基于后 述的圖像處理部92進(jìn)行的“區(qū)域提取處理”的結(jié)果，進(jìn)行“預(yù)脈沖區(qū)域計算處理”。這一點 是本實施方式的重大特征之一，由此決定預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域。對于所述的“區(qū)域提取處 理”和“預(yù)脈沖區(qū)域計算處理”，在后述的圖8以后的說明中詳述。圖像處理條件設(shè)定部86經(jīng)由系統(tǒng)總線94從條件存儲部82中取得過去的圖像處 理條件，經(jīng)由輸入裝置62接受來自操作者的圖像處理條件的設(shè)定。另外，圖像處理條件設(shè) 定部86使條件存儲部82存儲根據(jù)操作者的輸入而設(shè)定的圖像處理條件。圖像重構(gòu)部90對從序列控制器50輸入的MR信號的原始數(shù)據(jù)實施公知的二維傅 里葉變換，生成被檢體P的各切片的MR圖像的圖像數(shù)據(jù)。圖像重構(gòu)部90向圖像處理部92 輸入生成的圖像數(shù)據(jù)。圖像處理部92根據(jù)條件存儲部82中存儲的圖像處理條件，對輸入的圖像數(shù)據(jù)實 施圖像處理，使存儲裝置66存儲圖像處理后的圖像數(shù)據(jù)。另外，圖像處理部92基于利用例 如定位圖像的拍攝所得的圖像數(shù)據(jù)等，進(jìn)行區(qū)域提取處理，提取臟器、脊柱等被檢體P體內(nèi) 的特定組織的區(qū)域。這一點也是本實施方式的重大特征點之一。存儲裝置66是作為圖像數(shù)據(jù)庫實現(xiàn)功能的裝置，將由圖像重構(gòu)部92生成后的、由 圖像處理部92實施了圖像處理的圖像數(shù)據(jù)，與用于拍攝該MR圖像的拍攝條件和患者信息 相關(guān)聯(lián)地存儲。另外，存儲裝置66根據(jù)MPU80的指令，向圖像處理部92和顯示控制部88 發(fā)送圖像數(shù)據(jù)。顯示控制部88使顯示裝置64顯示保存于條件存儲部82的拍攝條件和圖像處理 條件，并且使顯示裝置64顯示保存于存儲裝置66的圖像數(shù)據(jù)作為MR圖像。另外，顯示控 制部88在存儲于條件存儲部62的拍攝條件或圖像處理條件有變化的情況下，使顯示裝置64顯示最新的拍攝條件和圖像處理條件。圖3是表示作為脊椎的拍攝時所用的定位圖像的例子的冠狀面(Coronal Plane) 的截面像的示意圖。圖4是表示作為脊椎的拍攝時所用的定位圖像的例子的矢狀面 (Sagittal Plane)的截面像的示意圖。圖3、圖4中，外側(cè)的四邊形的框分別表示包括關(guān)注 區(qū)域的拍攝切片的外緣100和102，其內(nèi)側(cè)的實線部分表示被檢體P的體表邊界線104，虛 線部分表示被檢體P的體內(nèi)組織的輪廓106。圖5是表示作為脊椎和體表的邊界信息的例子的冠狀截面像的示意圖。圖6是表 示作為脊椎和體表的邊界信息的例子的矢狀截面像的示意圖。圖5中以實線表示被檢體P的體表邊界線104，以虛線表示脊柱的輪廓108。圖6 中以實線表示腹側(cè)體表邊界線120和背側(cè)體表邊界線122，以虛線表示腹側(cè)脊椎邊界線IM 和背側(cè)脊椎邊界線126。圖7是表示預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域的決定方法的矢狀截面像的示意圖，以(1) (4)作為決定方法的時間系列順序。圖7(1)表示脊椎和體表的邊界線的提取后，圖7( 表示預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域 的朝向決定后，圖7(3)表示與腹側(cè)體表邊界線120接觸的直線134決定后，圖7 (4)表示預(yù) 飽和脈沖的施加區(qū)域的厚度決定后。圖7(1) 中，最外側(cè)的四邊形框表示顯示裝置64所顯示的定位圖像的外緣 116，圖7 0)、(3)中以粗實線表示的四邊形框表示包含關(guān)注區(qū)域的(定位后的)拍攝切片 的外緣128。此外，由于在圖7(4)中變得煩雜而難以看到其它的要素，所以省略拍攝切片的外 緣128。另外，對于圖7(2) (4)中的以符號130、132、134、136、138表示的直線的含義，利 用下面的圖8，作為MRI裝置20的動作進(jìn)行說明。圖8是表示第1實施方式的MRI裝置20的動作的流程圖。以下適當(dāng)參照圖1、圖 2、圖5 圖7，根據(jù)圖8所示的流程圖，對MRI裝置20的動作進(jìn)行說明。[步驟Si]經(jīng)由輸入裝置62(參照圖1)，由操作者指定拍攝目標(biāo)。本實施方式中 設(shè)為指定“脊椎的椎間盤拍攝”為例。拍攝條件設(shè)定部84 (參照圖2~)使條件存儲部82存儲“脊椎”作為拍攝條件，并且 從條件存儲部82取得作為“脊椎的椎間盤拍攝”在過去使用的拍攝條件，將其輸入至顯示 控制部88。顯示控制部88使顯示裝置64顯示作為“脊椎的椎間盤拍攝”在過去使用的拍 攝條件的例子。操作者能夠以該顯示內(nèi)容為參考而編輯自己的拍攝條件，而在沒有任何輸入的情 況下，拍攝條件設(shè)定部84設(shè)定為拍攝冠狀截面像和矢狀截面像作為拍攝切片的定位所用 的MR圖像(以下稱為定位圖像)。這里，原因在于，由于指定“脊椎的椎間盤拍攝”為拍攝 目標(biāo)，所以在一般情況下，冠狀截面像和矢狀截面像比軸向(Axial)截面像(橫截面)更為 適于定位。[步驟S2]當(dāng)操作者經(jīng)由輸入裝置62指示拍攝開始的時候，由MRI裝置20進(jìn)行定 位圖像的拍攝。由此，MR信號的原始數(shù)據(jù)從序列控制器50輸入至圖像重構(gòu)部90，圖像重構(gòu) 部90對該原始數(shù)據(jù)實施二維傅里葉變換等處理，生成定位圖像的圖像數(shù)據(jù)，將其輸入至圖 像處理部92。圖像處理部92根據(jù)條件存儲部82中存儲的圖像處理條件，對輸入的圖像數(shù)
8據(jù)實施規(guī)定的圖像處理，使存儲裝置66暫時存儲圖像處理后的圖像數(shù)據(jù)。[步驟S3]圖像處理部92從存儲裝置66取得定位圖像的圖像數(shù)據(jù)，基于該圖像數(shù) 據(jù)進(jìn)行提取脊椎和體表的邊界線的位置的區(qū)域提取處理。更詳細(xì)地，圖像處理部92對在步驟S2中生成的冠狀截面像和矢狀截面像的圖像 數(shù)據(jù)，通過例如中值濾波(median filter)或腐蝕處理(erosion)而實施噪聲消除處理。接下來，圖像處理部92對于噪聲消除后的圖像數(shù)據(jù)，通過實施閾值處理，取得了 提取空氣部分和脊椎部分后的遮蓋(mask)圖像。一般來說原因在于，MR圖像中的空氣和 骨的區(qū)域基本上不含水，因而氫原子很少，故反映為低信號區(qū)域(作為MR圖像為黑色)，所 以能夠與鄰接的其它組織的區(qū)域相辨別。接下來，圖像處理部92生成空氣遮蓋像和脊椎遮蓋像，其中空氣遮蓋像是將與圖 像的外緣部的低信號部分(黑色區(qū)域)連接的部分視為空氣區(qū)域，脊椎遮蓋像是將空氣區(qū) 域以外的低信號部分視為脊椎區(qū)域。接下來，圖像處理部92對定位圖像的圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行使 用微分濾波器的邊緣提取處理。圖像處理部92通過組合該邊沿提取結(jié)果、上述的空氣遮蓋 像和脊椎遮蓋像，提取脊椎的邊界線位置(參照圖5、圖6)。圖像處理部92取得空氣遮蓋像的外緣作為空氣和身體組織的邊界線，即體表的 邊界線。圖像處理部92將像這樣提取的脊椎和體表的邊界線信息存儲下來，并且輸入至拍 攝條件設(shè)定部84。另外，圖像處理部92為了軸向截面像的定位，基于冠狀截面像和矢狀截面像的圖 像數(shù)據(jù)，進(jìn)行椎骨和椎間盤的區(qū)分處理。在該區(qū)分處理中，可以利用現(xiàn)有技術(shù)的圖像處理，即基于包括例如椎骨和椎間盤 的形狀、大小等標(biāo)準(zhǔn)的人體骨骼模型，與拍攝圖像進(jìn)行模板匹配。圖像處理部92將像這樣 提取的椎骨和椎間盤的邊界線信息先存儲下來，并且輸入至拍攝條件設(shè)定部84。[步驟S4]拍攝條件設(shè)定部84進(jìn)行本掃描的定位。對于脊椎的矢狀截面的拍攝區(qū) 域，以實際視野(FOV，F(xiàn)ield OfView)相對于冠狀截面的定位圖像為正交的方式進(jìn)行定位。另外，對于該脊椎的矢狀截面的拍攝區(qū)域中的相位編碼的方向，設(shè)定為相對于從 冠狀截面的定位圖像中提取的脊椎的延長方向平行，將從腳向頭的方向設(shè)定為正向。另外，拍攝條件設(shè)定部84參照從矢狀截面的定位圖像中提取的脊椎區(qū)域，以覆蓋 脊椎區(qū)域的方式，設(shè)定對脊椎區(qū)域加上作為圖像處理條件而設(shè)定的余量后的實際視野。拍 攝條件設(shè)定部84為了拍攝通過脊椎中心的矢狀截面，設(shè)定以拍攝切面的中心通過提取的 脊椎區(qū)域的中心位置的方式拍攝多個切片。另外，拍攝條件設(shè)定部84為了拍攝各椎間盤的截面，基于在步驟S3取得的椎骨和 椎間盤的邊界線信息，進(jìn)行椎間盤的軸向截面像的定位以使拍攝切片的中心與椎間盤的中 心相合，該切片數(shù)目設(shè)定為例如3片。上述拍攝條件的設(shè)定結(jié)果存儲于條件存儲部82，并通過顯示控制部88在顯示裝 置64上顯示。此外，操作者可以根據(jù)需要，經(jīng)由輸入裝置62手動調(diào)整拍攝條件的設(shè)定。[步驟S5]步驟S5、S6中，拍攝條件設(shè)定部84進(jìn)行預(yù)脈沖區(qū)域計算處理，該步驟 S5中計算預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域的朝向，接下來的步驟S6中計算其厚度。此外，脊椎的拍 攝中的預(yù)飽和脈沖具有減輕由于腹部的體動所帶來的偽影的目的。具體而言，拍攝條件設(shè)定部84基于在步驟S3中取得的矢狀截面像中的脊椎和體表的邊界線信息，以及相對于MR圖像的體位方向的信息，識別矢狀截面像中的腹側(cè)和背 側(cè)。由此決定兩條體表的邊界線中的哪條為腹側(cè)體表邊界線120(或者背側(cè)體表邊界 線122)。同理決定腹側(cè)脊椎邊界線IM和背側(cè)脊椎邊界線126(參照圖7(1))。此外，由于 體位方向相對于MR圖像的信息一般情況下各是MR圖像拍攝時輸入的拍攝條件，所以能夠 從條件存儲部82中取得。接下來，拍攝條件設(shè)定部84如圖7( 所示，計算將拍攝切片的外緣128的內(nèi)側(cè)中 的腹側(cè)脊椎邊界線1 線性近似而得到的直線130。此處的線性近似，可以采用例如在將腹側(cè)脊椎邊界線IM置換為二維坐標(biāo)系的大 量的繪圖后，應(yīng)用最小二乘法等公知方法。此外，對于從腹側(cè)脊椎邊界線124中的拍攝切片的邊緣1 超出的部分，在直線 130的計算中未考慮。拍攝條件設(shè)定部84將該直線130的方向暫時決定為預(yù)飽和脈沖的施 加區(qū)域的朝向。[步驟S6]拍攝條件設(shè)定部84為了計算預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域的厚度，如圖7(2)所 示，計算與直線130平行、且從腹側(cè)與拍攝切片范圍內(nèi)的腹側(cè)脊椎邊界線124外切的直線132。接下來，拍攝條件設(shè)定部84如圖7(3)所示，計算與直線132平行、且對于拍攝切 片的外緣128內(nèi)的腹側(cè)體表邊界線120從腹部的外側(cè)與之相接觸的直線134。此外，對于腹 側(cè)體表邊界線120從拍攝切片的邊緣1 超出的部分，在直線134的計算中不考慮。接下來，拍攝條件設(shè)定部84如圖7 (4)所示，計算將直線132向腹側(cè)平行移動作為 圖像處理條件之一而設(shè)定的余量(從脊椎邊界線到預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域端的寬度)后的 直線136(圖中由一點虛線表示)。對于該余量，可以在考慮以下兩點的基礎(chǔ)上，預(yù)先設(shè)定為恰當(dāng)值(例如10mm、 20mm、脊椎寬度的1/3等)。第1點是當(dāng)該余量過小時，即使在被檢體P微動的情況下，來 自作為關(guān)注區(qū)域的脊椎區(qū)域的MR信號也會因預(yù)飽和脈沖而被抑制。第2點是當(dāng)該余量過 大時，抑制關(guān)注區(qū)域以外的體動偽影的效果會變小。接下來，拍攝條件設(shè)定部84如圖7(4)所示，計算將直線134向腹部的外側(cè)(向拍 攝切片的外緣1 側(cè))平行移動作為圖像處理條件之一而設(shè)定的余量后的直線138(圖中 由一點虛線所示)。此處的余量相當(dāng)于從預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域端到腹側(cè)體表邊界線120 的寬度。直線136與直線138之間的間隔成為預(yù)飽和脈沖區(qū)域的厚度。即，拍攝條件設(shè)定 部84將由直線136、138所夾的區(qū)域暫時地決定為預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域，使條件存儲部82 存儲該施加區(qū)域作為拍攝條件。如此自動計算出的預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域通過顯示控制部 88例如像圖7(4)那樣在顯示裝置64上顯示。此處，操作者能夠根據(jù)需要經(jīng)由輸入裝置62改變(調(diào)整)顯示的預(yù)飽和脈沖的施 加區(qū)域的朝向和寬度等。在關(guān)于預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域沒有操作者的輸入的情況下，拍攝 條件設(shè)定部84將如上所述自動計算出的(暫時決定的)預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域最終決定 為預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域。此外，也可以不顯示如上所述自動計算出的預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域而用于操作者 的確認(rèn)，而是將自動計算出的施加區(qū)域自動決定為最終的施加區(qū)域。
[步驟S7]根據(jù)如上所述最終決定的拍攝條件進(jìn)行拍攝。S卩，對由直線136、138所 夾的區(qū)域施加預(yù)飽和脈沖之后，施加圖像數(shù)據(jù)收集用的RF脈沖等，利用RF接收器48檢測 來自被檢體P的MR信號。序列控制器50向圖像重構(gòu)部90輸入MR信號的原始數(shù)據(jù)，圖像重構(gòu)部90對該原 始數(shù)據(jù)實施規(guī)定的處理，生成圖像數(shù)據(jù)，將其輸入至圖像處理部92。圖像處理部92對輸入的圖像數(shù)據(jù)實施規(guī)定的圖像處理，使存儲裝置66存儲圖像 處理后的圖像數(shù)據(jù)。另外，該圖像處理后的圖像數(shù)據(jù)被顯示控制部88顯示在顯示裝置64 上。以上為第1實施方式的MRI裝置20的動作說明。如此在第1實施方式中，通過MRI裝置20自動計算用于體動偽影和流動(flow) 偽影的減少的預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域的所涉及的拍攝條件。由此，減輕了操作者進(jìn)行拍攝 條件的設(shè)定的負(fù)擔(dān)。結(jié)果，能夠提高使用MRI裝置的檢查的處理能力。<第2實施方式>第2實施方式在脊椎的椎間盤拍攝中自動計算預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域這一點與 第1實施方式相同，而以下的特點與第1實施方式不同。S卩，第2實施方式中，對于利用動態(tài)拍攝(對同一截面改變時相進(jìn)行多次拍攝的方 法)所得的各時相的圖像數(shù)據(jù)，與第1實施方式相同地分別計算出直線136、138(相當(dāng)于預(yù) 脈沖的施加區(qū)域端)。然后，將直線136、138的間隔(相當(dāng)于預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域的厚 度)為最大的時相的圖像數(shù)據(jù)中的直線136、138之間的區(qū)域(暫時)決定為預(yù)飽和脈沖的 施加區(qū)域。第2實施方式的裝置結(jié)構(gòu)與圖1、圖2所示的第1實施方式的MRI裝置20相同，故 省略結(jié)構(gòu)圖，MRI裝置的符號也與第1實施方式同樣為20。圖9是對于利用動態(tài)拍攝而改變呼吸相位而得到的各矢狀截面像，與第1實施方 式同樣地求出直線136、138的示意圖，圖中的橫軸表示經(jīng)過時間t。本例中表示了由于在時刻tl腹部厚度變?yōu)樽畲?，故相?dāng)于預(yù)飽和脈沖的施加區(qū) 域的厚度的直線136、138的間隔也變?yōu)樽畲笾?dl)，而在時刻t2直線136、138的間隔變?yōu)?最小值(業(yè))的情況。圖10是第2實施方式中的MRI裝置20的動作的流程圖。以下按照圖10所示的 流程圖，以與第1實施方式的不同為重點，對第2實施方式的MRI裝置20的動作進(jìn)行說明。[步驟Sla]由操作者經(jīng)由輸入裝置62(參照圖2)指定“脊椎的椎間盤拍攝”作為 拍攝目標(biāo)，并且為了檢測因腹部的體動所帶來的體表的位置變化而指定“動態(tài)拍攝”。[步驟S2a]當(dāng)由操作者經(jīng)由輸入裝置62指示拍攝開始時，則由MRI裝置20進(jìn)行 定位圖像的動態(tài)拍攝。然后，圖像重構(gòu)部90生成拍攝的多個時相的定位圖像的圖像數(shù)據(jù)， 將其輸入至圖像處理部92。圖像處理部92使存儲裝置66暫時存儲圖像處理后的各圖像數(shù) 據(jù)。[步驟S3a]圖像處理部92從存儲裝置66中取得改變了時相的各MR圖像的圖像 數(shù)據(jù)，基于這些圖像數(shù)據(jù)，以與第1實施方式的步驟S3相同的順序提取脊椎和體表的邊界 線位置。圖像處理部92將提取的脊椎和體表的邊界線的位置信息先存儲下來，并向拍攝條件設(shè)定部84輸入。另外，圖像處理部92以與第1實施方式相同的順序進(jìn)行椎骨和椎間 盤的區(qū)分處理，將椎骨和椎間盤的邊界線信息先存儲下來，并輸入至拍攝條件設(shè)定部84。[步驟S4a]拍攝條件設(shè)定部84與第1實施方式的步驟S4相同地進(jìn)行本掃描的拍 攝定位。[步驟S5a]拍攝條件設(shè)定部84為了求出預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域的朝向，與第1實 施方式的步驟S5相同地計算將矢狀截面像中的腹側(cè)脊椎邊界線IM線性近似而得到的直 線130(參照圖7)。對于與該腹側(cè)脊椎邊界線124線性近似的直線130的計算，可以對于改變了時相 的全部的圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行，也可以只對某個時相圖像的圖像數(shù)據(jù)而進(jìn)行。這是因為在因呼吸 而引起的腹部的體動偽影中，可以認(rèn)為脊椎自身并沒有那種程度的運動。[步驟S6a]拍攝條件設(shè)定部84，通過對于各時相的圖像數(shù)據(jù)，通過反復(fù)實施與第 1實施方式的步驟S6相同的處理，從而分別計算出與預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域的厚度相當(dāng)?shù)?直線136、138的間隔(參照圖9)。接下來，拍攝條件設(shè)定部84選擇直線136與直線138的間隔(預(yù)飽和脈沖區(qū)域的 厚度)為最大的時相的圖像數(shù)據(jù)(在圖9中為時刻tl的時相)。接下來，拍攝條件設(shè)定部84將對該選擇的圖像數(shù)據(jù)所計算出的直線136、138之間 的區(qū)域暫時決定為預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域，使條件存儲部82存儲該施加區(qū)域作為拍攝條 件。如此自動計算出的預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域被顯示控制部88 (例如像圖9左側(cè)的圖 像那樣)顯示在顯示裝置64上。此處，操作者能夠根據(jù)需要經(jīng)由輸入裝置62對顯示的預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域的 朝向和寬度等進(jìn)行改變(調(diào)整)。在沒有操作者關(guān)于預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域的輸入的情況 下，拍攝條件設(shè)定部84將如上所述自動計算出的(暫時決定的)施加區(qū)域最終決定為預(yù)飽 和脈沖的施加區(qū)域。此外，也可以不顯示如上所述自動計算出的預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域以用于操作者 的確認(rèn)，而將自動計算出的施加區(qū)域自動決定為最終的施加區(qū)域。[步驟S7a]根據(jù)如上所述最終決定的拍攝條件，與第1實施方式的步驟S7相同地 進(jìn)行拍攝。以上為第2實施方式的動作說明，在第2實施方式中也能得到與第1實施方式相 同的技術(shù)效果。進(jìn)而，第2實施方式中對于在動態(tài)拍攝中所得的各時相的圖像數(shù)據(jù)分別計算相當(dāng) 與預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域端相當(dāng)?shù)闹本€136、138。然后將直線136、138的間隔為最大的時 相的圖像數(shù)據(jù)中的直線136、138之間的區(qū)域暫時決定為預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域并顯示。由 此，由于基于在腹部最為膨脹的時相(即，吸氣相位)的圖像數(shù)據(jù)而自動計算出預(yù)飽和脈沖 的施加區(qū)域，所以能夠可靠地抑制由呼吸引起的腹部的體動偽影?！吹?實施方式〉圖11是表示第3實施方式中的MRI裝置20A的整體結(jié)構(gòu)的框圖。與第1實施方 式的不同點在于，還設(shè)置了呼吸同步單元150。該呼吸同步單元150具有與被檢體P的胸部抵接而檢測與胸廓運動成比例的信號的呼吸傳感器(電極)。呼吸同步單元150根據(jù)來自該呼吸傳感器的檢測信號而運算呼吸 曲線數(shù)據(jù)，生成與被檢體P的呼吸周期的期望期間(例如呼氣期間)同步的呼吸同步信號， 將該呼吸同步信號輸入至序列控制器50。此外，也可以采用施加用于求出被檢體P的呼吸位置的投影數(shù)據(jù)的收集用的頻率 編碼用梯度磁場脈沖而檢測呼吸周期的結(jié)構(gòu)來取代呼吸同步單元150。具體而言，通過將時間系列的多個投影數(shù)據(jù)分別進(jìn)行在讀出方向上的傅里葉變 換，生成表示呼吸性運動的實數(shù)空間的多個投影數(shù)據(jù)。然后通過參照投影數(shù)據(jù)，能夠求出由 于收集各投影數(shù)據(jù)的定時上的被檢體P的心臟等拍攝部位的呼吸所帶來的運動量，作為對 于某個基準(zhǔn)位置的拍攝部位的相對移動量。作為對于某個基準(zhǔn)位置的拍攝部位的相對移動量的求法，舉出例如通過取得對應(yīng) 于基準(zhǔn)位置的投影數(shù)據(jù)和想要求出相對移動量的投影數(shù)據(jù)之間的互相關(guān)，而求出相對位置 偏移量的方法?；蛘呖梢允峭ㄟ^將腹肌的運動作為光學(xué)變量而檢測，以檢測呼吸周期等的其它結(jié) 構(gòu)?；蛘呖梢允褂肦MC(實時運動校正，real-time motioncorrection)法取代呼吸同 步單元150，來檢測呼吸周期。RMC是對作為偽影原因的被檢體的體動實時校正的技術(shù)。RMC中例如伴隨著ECG(心電圖，electrocardiogram)同步而收集MPP (運動探測 脈沖，motion probing pulse) 0然后實時地校正成像數(shù)據(jù)的收集區(qū)域和收集到的數(shù)據(jù)，以 使用基于MPP所測定的運動量而消除呼吸引起的運動的影響。MPP通過例如以比來自包括橫膈膜的區(qū)域的成像數(shù)據(jù)的相位編碼量更小的相位編 碼量，或不施加相位編碼用梯度磁場而取得。這樣一來，能夠從將MPP進(jìn)行一維傅里葉變換而得到的信號中檢測出MPP的收集 時刻的關(guān)于體軸方向的橫膈膜的位置，作為呼吸水平。即，因為吸氣時橫膈膜在體軸方向上 向腳側(cè)下降，呼氣時橫膈膜在體軸方向上向頭側(cè)上升，所以能夠分別檢測出吸氣相位和呼 氣相位。由此，就能夠進(jìn)行與期望的呼吸相位對應(yīng)的定時的成像。并且，能夠求出與呼吸水平的基準(zhǔn)值的變動量，作為呼吸引起的運動量。進(jìn)而，使 數(shù)據(jù)收集區(qū)域移動與呼吸引起的運動量相當(dāng)?shù)囊苿恿?。由此能夠減少呼吸引起的運動的影 響。第3實施方式中的MRI裝置20A的動作的流程，與利用圖8說明的第1實施方式 相同，而與第1實施方式的不同在于以下3點。第1，步驟Sl中還指定呼吸同步作為拍攝條件。第2，步驟S2中的定位圖像的拍攝前，呼吸同步信號從呼吸同步單元150向序列控 制器50輸入。MPU80從序列控制器50取得呼吸同步信號，基于呼吸同步信號拍攝吸氣相位 的定位圖像。第3，步驟S3中，基于吸氣相位的定位圖像的圖像數(shù)據(jù)，提取脊椎和體表的邊界 線，步驟S5、S6中，基于吸氣相位的定位圖像的圖像數(shù)據(jù)自動計算及決定預(yù)飽和脈沖的施 加區(qū)域。以上，在第3實施方式中也能夠得到與第1和第2實施方式相同的技術(shù)效果。進(jìn) 而，因為第3實施方式中使用了呼吸同步信號，所以不需要為了取得吸氣相位的圖像數(shù)據(jù)而改變時相來進(jìn)行多次拍攝。因此，在為了可靠地抑制呼吸引起的腹部的體動偽影而基于 吸氣相位的圖像數(shù)據(jù)決定預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域，在此基礎(chǔ)上，能夠?qū)⒂糜谠摏Q定的定位 圖像的切片數(shù)設(shè)為最小。〈第4實施方式〉第4實施方式是以腎動脈的拍攝為例，自動計算頂脈沖和預(yù)飽和脈沖這兩個預(yù)脈 沖的施加區(qū)域的實施方式。第4實施方式的裝置結(jié)構(gòu)與圖1、圖2所示的第1實施方式的 MRI裝置20相同，故省略結(jié)構(gòu)圖，MRI裝置的符號也與第1實施方式相同地設(shè)為20。圖12是將表示頂脈沖和預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域的計算方法的示意圖按(1) (4)的順序在時間系列上排列的圖，在各圖中左側(cè)表示冠狀截面像，右側(cè)表示軸向截面像。 具體而言，圖12(1)表示腎臟區(qū)域的提取后，圖12( 表示拍攝定位后，圖12C3)表示頂 脈沖的施加區(qū)域220的算出后，圖12 (4)表示預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域224的算出后。在圖 12(1) (4)中分別以粗線表示體表邊界線200，以斜線表示腎臟區(qū)域204，以實線表示腎動 脈208，以虛線表示靜脈212，以實線的四邊形框表示(作為關(guān)注區(qū)域的)拍攝區(qū)域216，以 一點虛線的四邊形框表示頂脈沖的施加區(qū)域220，以兩點虛線的四邊形框表示預(yù)飽和脈沖 的施加區(qū)域224。圖13為表示第4實施方式的MRI裝置20的動作的流程圖。以下參照圖12，同時 根據(jù)圖13所示的流程圖對MRI裝置20的動作進(jìn)行說明。[步驟Sll]經(jīng)由輸入裝置62，由操作者將拍攝目標(biāo)指定為“腎動脈”。拍攝條件設(shè) 定部84使條件存儲部82存儲“腎動脈”作為拍攝條件，并且從條件存儲部82中取得過去 拍攝“腎動脈”時用過的拍攝條件，將其輸入至顯示控制部88。顯示控制部88使顯示裝置64顯示“腎動脈”的拍攝中用過的拍攝條件的例子。操 作者能夠以該顯示內(nèi)容為參考來編輯自己的拍攝條件，但在沒有任何輸入的情況下，拍攝 條件設(shè)定部84進(jìn)行設(shè)定以使拍攝冠狀截面像和軸向截面像作為定位圖像。[步驟S12]當(dāng)操作者經(jīng)由輸入裝置62指示拍攝開始時，由MRI裝置20進(jìn)行定位 圖像的拍攝，圖像重構(gòu)部90生成定位圖像的圖像數(shù)據(jù)，將其輸入至圖像處理部92。圖像處理部92根據(jù)條件存儲部82中存儲的圖像處理條件，對輸入的圖像數(shù)據(jù)實 施規(guī)定的圖像處理，使存儲裝置66暫時存儲圖像處理后的圖像數(shù)據(jù)。[步驟S13]圖像處理部92從存儲裝置66中取得定位圖像的圖像數(shù)據(jù)，基于該圖 像數(shù)據(jù)提取腎臟和體表的邊界線的位置(參照圖12(1))。腎臟區(qū)域的提取，可以利用如下的現(xiàn)有技術(shù)的圖像處理，即基于包括例如腎臟和 肺等各臟器的形狀、大小、臟器間的相對位置關(guān)系等人體模型的統(tǒng)計信息，利用模板匹配提 取與拍攝圖像一致的臟器區(qū)域。圖像處理部92將像提取的腎臟和體表的邊界線信息先存 儲下來，并且輸入至拍攝條件設(shè)定部84。[步驟S14]拍攝條件設(shè)定部84進(jìn)行本掃描的拍攝區(qū)域216的定位。具體而言，對于腎動脈208的軸向截面中的拍攝區(qū)域216，以FOV相對于冠狀截面 的定位圖像為正交的方式進(jìn)行定位(參照圖12 )的右側(cè))。另外，對于冠狀截面中的拍攝區(qū)域216，以包括從冠狀截面像中提取的腎臟區(qū)域 204的方式，加上作為圖像處理條件而設(shè)定的余量，設(shè)定F0V(參照圖12 )的左側(cè))。另外，對于該腎動脈的軸向截面像的相位編碼的方向，設(shè)定為被檢體P的前后方向(從背后朝向腹部的方向)。上述拍攝條件的設(shè)定結(jié)果存儲于條件存儲部82，并由顯示控制部88顯示在顯示 裝置64上。此外，操作者也可以根據(jù)需要，經(jīng)由輸入裝置62手動調(diào)整拍攝條件的設(shè)定。[步驟S15]在該步驟S15中自動計算出頂脈沖的施加區(qū)域220，在接下來的步驟 S16中自動計算出預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域224。此處由于是腎動脈208的拍攝，所以希望在 圖12( 左側(cè)的冠狀截面像中，通過抑制從下側(cè)(兩腳側(cè))通過靜脈212流入拍攝區(qū)域216 的血液的MR信號，從而有效地描繪出在拍攝區(qū)域216內(nèi)的腎動脈208流動的血液。為此，首先通過對從拍攝區(qū)域216全域開始并貫穿至其下側(cè)地施加頂脈沖，使在 拍攝區(qū)域216內(nèi)的腎動脈216流動的血液的原子核自旋和從下側(cè)通過靜脈212流入拍攝區(qū) 域216的血液的原子核自旋的縱磁化分量都反轉(zhuǎn)180°。在與該頂脈沖不同的定時，對從拍攝區(qū)域216的下端貫穿至更為下側(cè)(將原子核 自旋的縱磁化分量傾斜90° )地施加預(yù)飽和脈沖。利用該預(yù)飽和脈沖，從下側(cè)通過靜脈212 流入拍攝區(qū)域216的血液的原子核自旋將飽和(縱磁化分量變?yōu)榻咏诹?，其MR信號被 選擇性地抑制。其結(jié)果是，能夠選擇性地描繪出流過拍攝區(qū)域216內(nèi)的腎動脈208的血液。因此，該步驟S15中拍攝條件設(shè)定部84，配合著步驟S14中決定的拍攝區(qū)域216的 朝，將頂脈沖的施加區(qū)域220的厚度方向設(shè)定為軸向方向(圖12C3)左側(cè)的冠狀截面像中 為紙面的上下方向)。另外，拍攝條件設(shè)定部84使冠狀截面中的頂脈沖的施加區(qū)域220的上端與拍攝 區(qū)域216的上端吻合，并且將頂脈沖的施加區(qū)域220的厚度設(shè)定為拍攝區(qū)域216的例如2 倍(參照圖12(3)的左側(cè))。此處設(shè)為“2倍”的理由是，意味著在抑制從下側(cè)通過靜脈212流入拍攝區(qū)域216 的血液的MR信號時，以經(jīng)驗看來，充分的寬度是大于等于拍攝區(qū)域216的厚度的約2倍的， 但本實施方式并不是特別地限定于該數(shù)值。對于頂脈沖的施加區(qū)域220的厚度，可以根據(jù)希望將從下側(cè)通過靜脈212流入拍 攝區(qū)域216的血液的MR信號抑制到什么程度這一點，使拍攝條件設(shè)定部84進(jìn)行適當(dāng)?shù)脑O(shè)定。另外，拍攝條件設(shè)定部84計算頂脈沖的施加區(qū)域220以使在軸向截面中包含關(guān) 注區(qū)域。此處作為一例，拍攝條件設(shè)定部84設(shè)定軸向截面中的頂脈沖的施加區(qū)域220與 拍攝區(qū)域216吻合(圖12C3)右側(cè)的軸向截面像中描繪得兩條線不重合，一點虛線表示的 頂脈沖的施加區(qū)域220比實線框表示的拍攝區(qū)域216向內(nèi)側(cè)有一些移動)。拍攝條件設(shè)定部84使條件存儲部82存儲如上所述計算出的頂脈沖的施加區(qū)域 220作為拍攝條件。如此暫時決定的頂脈沖的施加區(qū)域220被顯示控制部88像例如圖 12(3)那樣顯示在顯示裝置64上。此處，操作者能夠根據(jù)需要經(jīng)由輸入裝置62對顯示的頂脈沖的施加區(qū)域220進(jìn) 行改變(調(diào)整)。在沒有操作者關(guān)于頂脈沖的施加區(qū)域220的施加區(qū)域的輸入的情況下， 拍攝條件設(shè)定部84將如上所述自動計算出的(暫時決定的)施加區(qū)域最終決定為頂脈沖 的施加區(qū)域220的施加區(qū)域。此外，也可以不顯示如上所述自動計算出的頂脈沖的施加區(qū)域220的施加區(qū)域以 用于操作者的確認(rèn)，而將自動計算出的施加區(qū)域自動決定為最終的施加區(qū)域。
[步驟S16]拍攝條件設(shè)定部84將預(yù)脈沖的施加區(qū)域2 的厚度方向設(shè)定為與頂 脈沖的施加區(qū)域220的厚度方向相同。另外，拍攝條件設(shè)定部84如下設(shè)定預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域224的厚度。S卩，在冠 狀截面中設(shè)定預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域224的上端與拍攝區(qū)域216的下端吻合，預(yù)飽和脈沖 224的下端與頂脈沖的施加區(qū)域220的下端吻合(參照圖12 )的左側(cè)的冠狀截面像)。S卩，本實施方式中作為一例，在冠狀截面中，在相互鄰接的拍攝區(qū)域216與預(yù)飽和 脈沖的施加區(qū)域2M合起來的區(qū)域成為頂脈沖的施加區(qū)域220。另外，拍攝條件設(shè)定部84在軸向斷面中包含關(guān)注區(qū)域地暫時決定預(yù)飽和脈沖的 施加區(qū)域224。此處作為一例，拍攝條件設(shè)定部84設(shè)定軸向截面中的預(yù)飽和脈沖的施加區(qū) 域224與拍攝區(qū)域216吻合(圖12(4)右側(cè)的軸向截面像中描繪為兩條線不重合，兩點虛 線表示的預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域224比實線框表示的拍攝區(qū)域216向內(nèi)側(cè)有一些移動)。拍攝條件設(shè)定部84作為拍攝條件使條件存儲部82存儲如上所述設(shè)定的預(yù)飽和脈 沖的施加區(qū)域224。如此自動計算出(暫時決定)的預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域2M被顯示控 制部88像例如圖12(4)那樣顯示在顯示裝置64上。此處，操作者能夠根據(jù)需要經(jīng)由輸入裝置62對顯示的預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域2M 進(jìn)行改變(調(diào)整)。在沒有操作者關(guān)于預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域2M的輸入的情況下，拍攝條 件設(shè)定部84將如上所述自動計算出的(暫時決定的)施加區(qū)域最終決定為預(yù)飽和脈沖的 施加區(qū)域224。此外，也可以不顯示如上所述自動計算出的預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域224的施加區(qū) 域以用于操作者的確認(rèn)，而將自動計算出的施加區(qū)域自動決定為最終的施加區(qū)域。[步驟S17]按照如上決定的拍攝條件進(jìn)行拍攝。即，對如上決定的各區(qū)域(220、 224)在不同的定時施加頂脈沖和預(yù)飽和脈沖。之后，施加數(shù)據(jù)收集用的RF脈沖等。由此，生成以腎動脈208為對象的拍攝區(qū)域216的MR圖像的圖像數(shù)據(jù)，并存儲于 存儲裝置66。另外，該圖像數(shù)據(jù)被顯示控制部88作為圖像顯示在顯示裝置64上。以上為第4實施方式的MRI裝置20的動作說明。這樣在第4實施方式中，除了預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域224以外，頂脈沖的施加區(qū) 域220也通過MRI裝置20自動算出。由此，大幅減輕了操作者的拍攝條件的設(shè)定負(fù)擔(dān)。結(jié) 果，能夠大大提高使用MRI裝置20的檢查的處理能力。根據(jù)以上詳述的各實施方式，能夠使MRI中的預(yù)脈沖所涉及的拍攝條件設(shè)定比以 往更加容易?！磳嵤┓绞降难a充事項〉[1]第1 第4實施方式中，記述了在預(yù)飽和脈沖和頂脈沖的施加區(qū)域的自動計 算的過程中，使用定位圖像的例子。本發(fā)明的實施方式不限于所述形態(tài)。也可以將預(yù)飽和 脈沖和頂脈沖的施加區(qū)域的算出和決定前進(jìn)行的其它拍攝序列中所得的MR圖像用于施加 區(qū)域的決定。[2]記述了在脊椎區(qū)域和腎動脈的拍攝中應(yīng)用根據(jù)本發(fā)明的預(yù)脈沖的施加區(qū)域的 自動決定法的例子。本發(fā)明的實施方式不限于所述形態(tài)。本發(fā)明的實施方式也能夠應(yīng)用于 拍攝心臟等其它區(qū)域的情況。例如對拍攝心臟的情況進(jìn)行說明的情況下，心臟在送出血液的時相上收縮，在血
16液流入心室的時相上舒張。因此，也可以設(shè)置取得表示被檢體P的心搏信息的ECG(心電 圖，electrocardiogram)信號的ECG單元，檢測心臟最為舒張的時相，基于該時相的圖像數(shù) 據(jù)提取心臟區(qū)域，以抑制心臟及大血管的流動偽影的方式來自動決定預(yù)脈沖的施加區(qū)域?；蛘咭部梢愿鶕?jù)拍攝目標(biāo)，基于心臟最為收縮的時相的圖像數(shù)據(jù)提取心臟區(qū)域， 自動決定預(yù)脈沖的施加區(qū)域。[3]另外，本發(fā)明也可以應(yīng)用于例如自動決定t-SLIP法中的區(qū)域選擇IR脈沖和/ 或區(qū)域非選擇IR脈沖的施加區(qū)域。此處t-SLIP法是進(jìn)行血液的標(biāo)記的拍攝方法的一種，使用多個標(biāo)記用脈沖。在 t-SLIP法的脈沖序列中，對于流入拍攝區(qū)域的血液通過施加ASL脈沖(動脈旋轉(zhuǎn)標(biāo)記脈沖， Arterial Spin Labeling Pulse)進(jìn)行標(biāo)記。此后，如果從反轉(zhuǎn)時間(Tl inversion time)之后開始進(jìn)行MR信號的收集，就能 夠選擇性地描繪到達(dá)拍攝區(qū)域的標(biāo)記過的血液。此外，t-SLIP法的脈沖序列至少包括區(qū)域選擇IR脈沖，可以切換區(qū)域非選擇IR脈 沖的開關(guān)。即，t-SLIP法的脈沖序列有僅僅由區(qū)域選擇IR脈沖構(gòu)成的情況，以及由區(qū)域選 擇IR脈沖和區(qū)域非選擇IR脈沖兩者構(gòu)成的情況。[4]在第2和第3實施方式中，記述了基于在吸氣相位時的拍攝所得的圖像數(shù)據(jù)而 決定預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域的例子。本發(fā)明的實施方式不限于所述形態(tài)。也可以根據(jù)關(guān)注 區(qū)域的位置或拍攝目標(biāo)，基于在吐氣相位時的拍攝所得的圖像數(shù)據(jù)決定預(yù)飽和脈沖的施加 區(qū)域。[5]對權(quán)利要求書的用詞和實施方式的對應(yīng)關(guān)系進(jìn)行說明。此外，以下所示的對應(yīng) 關(guān)系是用于參考所示的一種解釋，不是對本發(fā)明的限定。靜磁場用磁鐵22、勻場線圈24、梯度磁場線圈26、RF線圈28、控制系統(tǒng)30的整體 (參照圖1)是通過伴隨預(yù)脈沖的施加或梯度磁場和RF脈沖的施加的拍攝而生成被檢體P 的MR圖像的圖像數(shù)據(jù)的結(jié)構(gòu)，是權(quán)利要求所記載的成像部的一例。提取腹側(cè)體表邊界線120和腹側(cè)脊椎邊界線124等的圖像處理部92 (參照圖2)， 以及基于圖像處理部92的提取結(jié)果而決定預(yù)飽和脈沖或IR脈沖的施加區(qū)域的拍攝條件設(shè) 定部84，是權(quán)利要求所記載的施加區(qū)域計算部的一例。第1實施方式中的直線130、136(參照圖7(2)、(4))分別為權(quán)利要求所記載的第 1直線、第2直線的一例。第1實施方式中的直線134、138(參照圖7(3)、(4))分別為權(quán)利要求所記載的第 3直線、第4直線的一例。腹側(cè)體表邊界線120是權(quán)利要求所記載的組織區(qū)域的一例。所謂組織區(qū)域，是指 總稱例如體表(身體表面)、骨、血管、臟器等人體組織的區(qū)域的意思。顯示通過拍攝條件設(shè)定部84而自動計算出的預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域或IR脈沖的 施加區(qū)域的顯示控制部88和顯示裝置64的功能，是權(quán)利要求所記載的顯示部的一例。[6]以上對本發(fā)明的若干實施方式進(jìn)行了說明，但這些實施方式僅僅作為例子而 提出，不用于限定本發(fā)明的范圍。這些實施方式能夠以其它各種形式實施，在不脫離本發(fā)明 的精神的范圍內(nèi)，就可以進(jìn)行各種省略、替代和改變。這些實施方式及其變形包括在發(fā)明的 范圍和精神內(nèi)，同樣也包括于權(quán)利要求書所記載的發(fā)明和與其等同的范圍內(nèi)。
權(quán)利要求
1.一種磁共振成像裝置，其特征在于，具備成像部，伴隨著預(yù)脈沖的施加進(jìn)行被檢體的磁共振成像；施加區(qū)域計算部，基于在所述預(yù)脈沖的施加之前收集的包含所述磁共振成像的關(guān)注區(qū) 域的圖像數(shù)據(jù)，自動計算與所述關(guān)注區(qū)域?qū)?yīng)的所述預(yù)脈沖的施加區(qū)域。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，還具備顯示部，顯示由所述施加區(qū)域計算部自動計算出的所述預(yù)脈沖的施加區(qū)域。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述施加區(qū)域計算部構(gòu)成為將自動計算出的所述預(yù)脈沖的施加區(qū)域決定為所述預(yù)脈 沖的施加區(qū)域。
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述施加區(qū)域計算部構(gòu)成為基于包含所述關(guān)注區(qū)域的圖像數(shù)據(jù)，提取第1組織區(qū)域 和第2組織區(qū)域，自動計算與所述第1組織區(qū)域和第2組織區(qū)域以及所述關(guān)注區(qū)域?qū)?yīng)的 所述預(yù)脈沖的施加區(qū)域。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的磁共振成像裝置，其特征在于，在將用于使原子核自旋飽和的預(yù)飽和脈沖作為所述預(yù)脈沖而施加的情況下，所述施加 區(qū)域計算部構(gòu)基于包含作為所述關(guān)注區(qū)域的脊椎區(qū)域的所述圖像數(shù)據(jù)，提取脊椎區(qū)域作為 所述第1組織區(qū)域，提取腹側(cè)的體表作為所述第2組織區(qū)域。
6.根據(jù)權(quán)利要求3所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述施加區(qū)域計算部構(gòu)成為在將用于使原子核自旋飽和的預(yù)飽和脈沖作為所述預(yù)脈 沖而施加的情況下，基于包含作為所述關(guān)注區(qū)域的脊椎區(qū)域的所述圖像數(shù)據(jù)，提取所述脊 椎區(qū)域，計算對所述脊椎區(qū)域進(jìn)行直線近似而得到的第1直線，計算以未達(dá)到所述腹側(cè)的 體表的規(guī)定間隔將所述第1直線向腹側(cè)平行移動而得到的第2直線，計算比所述第2直線 更靠近所述腹側(cè)的區(qū)域的至少一部分作為所述預(yù)脈沖的施加區(qū)域。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述施加區(qū)域計算部構(gòu)成為在將所述預(yù)飽和脈沖作為所述預(yù)脈沖而施加的情況下， 還基于包含作為所述關(guān)注區(qū)域的脊椎區(qū)域的所述圖像數(shù)據(jù)，提取所述腹側(cè)的體表邊界線， 計算平行于所述第1直線且從腹部的外側(cè)與所述腹側(cè)的體表邊界線接觸的第3直線，計算 將所述第3直線向所述腹部的外側(cè)平行移動規(guī)定間隔而得到的第4直線，計算所述第2直 線與所述第4直線之間的區(qū)域作為所述預(yù)脈沖的施加區(qū)域。
8.根據(jù)權(quán)利要求3所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述施加區(qū)域計算部構(gòu)成為基于在所述預(yù)脈沖的施加之前、以包含所述關(guān)注區(qū)域且 呼吸相位互不相同的方式收集的所述磁共振成像的多個圖像數(shù)據(jù)，計算與所述關(guān)注區(qū)域?qū)?應(yīng)的所述預(yù)脈沖的施加區(qū)域。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述施加區(qū)域計算部構(gòu)成為基于所述多個圖像數(shù)據(jù)，提取組織區(qū)域，計算與所述組織 區(qū)域和所述關(guān)注區(qū)域?qū)?yīng)的所述預(yù)脈沖的施加區(qū)域。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述施加區(qū)域計算部構(gòu)成為提取腹側(cè)的體表作為所述組織區(qū)域。
11.根據(jù)權(quán)利要求3所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述施加區(qū)域計算部構(gòu)成為基于在所述預(yù)脈沖的施加之前以伴隨著呼吸同步而與 期望的呼吸相位相對應(yīng)的方式收集的、包含所述磁共振成像的所述關(guān)注區(qū)域的所述圖像數(shù) 據(jù)，計算與所述關(guān)注區(qū)域?qū)?yīng)的所述預(yù)脈沖的施加區(qū)域。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述施加區(qū)域計算部構(gòu)成為基于包含所述關(guān)注區(qū)域的所述圖像數(shù)據(jù)，提取組織區(qū)域， 計算與所述組織區(qū)域和所述關(guān)注區(qū)域?qū)?yīng)的所述預(yù)脈沖的施加區(qū)域。
13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的磁共振成像裝置，其特征在于， 所述施加區(qū)域計算部構(gòu)成為提取腹側(cè)的體表作為所述組織區(qū)域。
14.根據(jù)權(quán)利要求3所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述成像部構(gòu)成為將反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖和用于使原子核自旋飽和的空間選擇性的預(yù)飽和 脈沖中的至少一個作為所述預(yù)脈沖而施加。
15.根據(jù)權(quán)利要求3所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述成像部構(gòu)成為將反轉(zhuǎn)恢復(fù)脈沖和用于使原子核自旋飽和的空間選擇性的預(yù)飽和 脈沖作為所述預(yù)脈沖而施加，所述施加區(qū)域計算部構(gòu)成為計算與所述關(guān)注區(qū)域鄰接的區(qū)域作為所述預(yù)飽和脈沖的 施加區(qū)域，且計算包含所述預(yù)飽和脈沖的施加區(qū)域和所述關(guān)注區(qū)域的區(qū)域作為所述反轉(zhuǎn)恢 復(fù)脈沖的施加區(qū)域。
16.一種磁共振成像方法，其特征在于，具有基于利用磁共振成像所生成的包含被檢體的關(guān)注區(qū)域的圖像數(shù)據(jù)，自動計算與所述關(guān) 注區(qū)域?qū)?yīng)的預(yù)脈沖的施加區(qū)域的步驟；和通過伴隨著所述預(yù)脈沖的施加而進(jìn)行對所述被檢體的磁共振成像，來生成圖像數(shù)據(jù)的步驟。
全文摘要
本發(fā)明提供一種磁共振成像裝置和磁共振成像方法，該磁共振成像裝置具有成像部和施加區(qū)域計算部。施加區(qū)域計算部，基于包含在預(yù)脈沖的施加之前收集的磁共振成像的關(guān)注區(qū)域的圖像數(shù)據(jù)，自動計算出與關(guān)注區(qū)域?qū)?yīng)的預(yù)脈沖的施加區(qū)域。成像部，隨著預(yù)脈沖的施加進(jìn)行被檢體的磁共振成像。
文檔編號A61B5/055GK102090890SQ201010570869
公開日2011年6月15日 申請日期2010年12月2日 優(yōu)先權(quán)日2009年12月14日
發(fā)明者山形仁, 篠田健輔 申請人:東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會社, 株式會社東芝