磁共振成像裝置及磁共振成像方法

磁共振成像裝置及磁共振成像方法
【專利摘要】本發明的目的在于提供一種在磁共振成像中不使用造影劑就能將可以更好地掌握CSF動態的圖像成像的技術。本發明提供一種磁共振成像裝置，具備：磁共振數據采集部，在施加標記脈沖后，連續采集多個磁共振數據，該多個磁共振數據用于生成與不同的時刻對應的多個腦脊髓液像數據；和腦脊髓液像數據生成部，基于所述多個磁共振數據，生成所述多個腦脊髓液像數據。
【專利說明】磁共振成像裝置及磁共振成像方法
[0001]發明為下述申請的分案申請，原申請信息如下:
[0002]申請號:201010154789.8
[0003]申請日:2010年03月30日
[0004]發明名稱:磁共振成像裝置及磁共振成像方法
【技術領域】
[0005]本發明涉及用拉莫爾頻率的高頻(RF:radio frequency)信號磁性激勵被檢測體的原子核自旋，從而由伴隨該激勵而產生的核磁共振(NMR:nuclear magnetic resonance)信號來重構圖像的磁共振成像(MRI:Magnetic Resonance Imaging)。尤其是,本發明涉及不使用造影劑就能將腦脊髓液(CSF:cerebrospinal fluid)成像的磁共振成像裝置及磁共振成像方法。
【背景技術】
[0006]磁共振成像是用拉莫爾頻率的RF信號磁性激勵放置于靜磁場中的被檢測體的原子核自旋，由伴隨該激勵而產生的MR信號來重構圖像的攝像方法。
[0007]在該磁共振成像領域內，作為得到血流圖像的方法公知MRA。MRA中不使用造影劑的方法被稱為非造影MRA。在非造影MRA中，考慮一種通過進行ECG( electro cardiogram)同步，捕捉從心臟搏出的流速較快的血流，從而良好地描繪血管的FBI (Fresh BloodImaging)法。
[0008]在MRA中，為了更良好地描繪血管而進行血液的“標記(labeling，與“做標記”的意思相同)”。作為對血液進行`標記的方法，公知t-SLIP (Time-SLIP:Time SpatialLabeling Inversion Pulse:時空標記反轉脈沖)法(例如參照專利文獻I)。根據該t_SLIP法，在非造影MRA中可以有選擇地描繪特定的血管。
[0009]圖1是對基于現有的t-SLIP法的數據采集法進行說明的圖。
[0010]在圖1中，橫軸表示時間。如圖1所示，在t-SLIP法中，將區域選擇反轉恢復(IR:1nversion recovery)脈沖作為標記脈沖來施加，由此,標記區域的血液被標記。而且,從區域選擇IR脈沖的施加定時開始經過BBTI (Black Blood Traveling Time)后進行成像用的數據采集。再有，如圖1所示，為了進行血流的動態觀察，在每次采集數據時變更BBTI，進行成像。因此，若將BBTI設定為多個小刻度，則可以觀察與更細的時間變化對應的血流的動態。
[0011]進而，在t-SLIP法中還考慮施加多個標記脈沖的方法。
[0012]圖2是對基于現有的t-SLIP法且伴隨有多個標記脈沖的施加的數據采集法進行說明的圖。
[0013]在圖2中橫軸表示時間。如圖2所示，在t-SLIP法中，通過以不同的定時施加多個標記脈沖，從而對于一次的數據采集可以設定多個BBTI。再有，可以改變施加標記脈沖的空間位置。由此，除了各種血管以外，還可以有選擇地描繪或抑制CSF。[0014]然而，在CSF中不存在心搏周期這種周期性，在每個數據采集定時，CSF的流動變化較大。相對于此，雖然可以根據基于t-SLIP法采集到的圖像來掌握有周期性的流體的動態，但難以正確掌握無周期性的流體的動態。
[0015]還有，若施加多個標記脈沖，則從標記脈沖的各施加定時到數據采集定時為止的期間分別變化。因此，在施加多個標記脈沖的方法中，無法得到表示同一時刻的流體的動態的圖像。
[0016]進而，CSF根據位置的不同，其流動也大不相同。相對于此，在使BBTI變化而多次進行數據采集的t-SLIP法中，難以追隨流動變化的CSF進行攝像。再有，為了利用t-SLIP法來掌握多個位置的CSF的流動，需要按照每個位置以不同的定時進行攝像。因此，在t-SLIP法中無法掌握同一時刻的CSF的寬范圍的流動。
[0017]還有，在t-SLIP法中，因為從標記脈沖的施加時刻到數據采集定時為止的期間變化，故對比度大幅度變化。因此，在基于灰度級的黑白圖像中，存在非常難以在視覺上掌握CSF的細微動態的問題。
[0018]專利文獻1:日本特開2009-28525號公報
【發明內容】

[0019]本發明的目的在于:提供一種在磁共振成像中不使用造影劑就能將可以更好地掌握CSF動態的圖像成像的技術。
[0020]為了達成上述目的，本發明涉及的磁共振成像裝置具備:磁共振數據采集部，在施加標記脈沖后，連續采集多個磁共振數據，該多個磁共振數據用于生成與不同的時刻對應的多個腦脊髓液像數據；和腦`脊髓液像數據生成部，基于所述多個磁共振數據，以與所述多個磁共振數據分別對應的方式生成所述多個腦脊髓液像數據。
[0021]為了達成上述目的，本發明涉及的磁共振成像方法具有:施加標記脈沖的步驟；在施加所述標記脈沖后，連續地采集多個磁共振數據的步驟，其中該多個磁共振數據用于生成與不同時刻對應的多個腦脊髓液像數據；基于所述磁共振數據而生成所述多個腦脊髓液像數據的步驟。
[0022]根據本發明涉及的磁共振成像技術，不使用造影劑，就可以得到能夠更好地掌握CSF動態的CSF圖像。
【專利附圖】

【附圖說明】
[0023]在附圖中:
[0024]圖1是對基于現有的t-SLIP法的數據采集法進行說明的圖。
[0025]圖2是對基于現有的t-SLIP法且伴隨有多個標記脈沖的施加的數據采集法進行說明的圖。
[0026]圖3是表示本發明涉及的磁共振成像裝置的實施方式的構成圖。
[0027]圖4是圖3所示的計算機的功能框圖。
[0028]圖5是表示在圖4所示的攝像條件設定部中設定的伴隨t-SLIP的施加的攝像條件的圖。
[0029]圖6是表示在圖4所示的攝像條件設定部中設定的伴隨SPAMM脈沖施加的攝像條件的圖。
[0030]圖7是將在標記脈沖之前施加區域非選擇IR脈沖時和沒有施加區域非選擇IR脈沖時的脈沖順序與自旋的縱向磁化成分的恢復過程一起進行表示的時序圖。
[0031]圖8是表示通過本發明的磁共振成像裝置以非造影方式對被檢測體P的CSF像進行攝像時的流程的流程圖。
[0032]圖9是表示通過本發明的磁共振成像裝置攝像的CSF像數據的一例的圖。
[0033]圖10是表示對圖9所示的CSF像數據實施顯示處理從而使CSF被識別顯示出的例子的圖。
[0034]圖11是表示對將標記區域設為條紋圖案后攝像的CSF像數據實施顯示處理從而使CSF被識別顯示出的其他例子的圖。
[0035]圖12是表示對將標記區域設為格柵圖案后攝像的CSF像數據實施顯示處理從而使CSF被識別顯示出的例子的圖。
[0036]圖13是表示對將標記區域設為放射狀圖案后攝像的CSF像數據實施顯示處理從而使CSF被識別顯示出的其他例子的圖。
【具體實施方式】
[0037]參照附圖對本發明涉及的磁共振成像裝置的實施方式進行說明。
[0038](構成及功能)
[0039]圖3是表示本發明涉及的磁`共振成像裝置的實施方式的構成圖。
[0040]磁共振成像裝置20具備:形成靜磁場的筒狀靜磁場用磁鐵21、設于該靜磁場用磁鐵21的內部的勻場線圈22、梯度磁場線圈23和RF線圈24。
[0041]再有，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、梯度磁場電源27、勻場線圈電源28、發送器29、接收器30、順序控制器31及計算機32。控制系統25的梯度磁場電源27包括X軸梯度磁場電源27x、Y軸梯度磁場電源27y及Z軸梯度磁場電源27z。另外，計算機32中包括輸入裝置33、顯示裝置34、運算裝置35及存儲裝置36。
[0042]靜磁場用磁鐵21與靜磁場電源26連接，其具有利用從靜磁場電源26提供的電流使攝像區域形成靜磁場的功能。另外，靜磁場用磁鐵21大多由超導線圈構成，雖然在勵磁時與靜磁場電源26連接而被提供電流，但一旦被勵磁后一般會成為非連接狀態。還有，有時也用永久磁鐵構成靜磁場用磁鐵21,而不設置靜磁場電源26。
[0043]還有，在靜磁場用磁鐵21的內側，在同軸上設置筒狀的勻場線圈22。勻場線圈22與勻場線圈電源28連接，構成為:從勻場線圈電源28向勻場線圈22提供電流，從而靜磁場被均勻化。
[0044]梯度磁場線圈23包括X軸梯度磁場線圈23x、Y軸梯度磁場線圈23y及Z軸梯度磁場線圈23z，在靜磁場用磁鐵21的內部形成為筒狀。在梯度磁場線圈23的內側設置診視床37，以作為攝像區域，在診視床37上放置被檢測體P。RF線圈24中存在內置于臺架的RF信號收發用的全身用線圈(WBC:whoIe body coil)或設于診視床37或被檢測體P附近的RF信號收發用的局部線圈等。
[0045]再有，梯度磁場線圈23與梯度磁場電源27連接。梯度磁場線圈23的X軸梯度磁場線圈23x、Y軸梯度磁場線圈23y及Z軸梯度磁場線圈23z分別與梯度磁場電源27的X軸梯度磁場電源27x、Y軸梯度磁場電源27y及Z軸梯度磁場電源27z連接。
[0046]而且，構成為:能夠利用從X軸梯度磁場電源27x、Y軸梯度磁場電源27y及Z軸梯度磁場電源27z分別向X軸梯度磁場線圈23x、Y軸梯度磁場線圈23y及Z軸梯度磁場線圈23z提供的電流，在攝像區域分別形成X軸方向的梯度磁場Gx、Y軸方向的梯度磁場Gy、Z軸方向的梯度磁場Gz。
[0047]RF線圈24與發送器29及/或接收器30連接。發送用的RF線圈24具有從發送器29接收RF信號后發送到被檢測體P的功能，接收用的RF線圈24具有接收NMR信號后提供給接收器30的功能，該NMR信號是伴隨著基于被檢測體P內部的原子核自旋的RF信號的激勵而產生的NMR信號。
[0048]另一方面，控制系統25的順序控制器31與梯度磁場電源27、發送器29及接收器30連接。順序控制器31具有存儲順序信息的功能，該順序信息描述了驅動梯度磁場電源27、發送器29及接收器30所需的控制信息、例如應該施加給梯度磁場電源27的脈沖電流的強度或施加時間、施加定時等的動作控制信息。進而，順序控制器31還具有:通過按照所存儲的規定順序驅動梯度磁場電源27、發送器29及接收器30，來使得X軸梯度磁場Gx、Y軸梯度磁場Gy、Z軸梯度磁場Gz及RF信號產生的功能。
[0049]再有，順序控制器31構成為:接收作為通過接收器30中的NMR信號的檢波及A/D(analog to digital)變換而得到的復數數據的原始數據(raw data),并將該原始數據提供給計算機32。
[0050]因此，發送器29具備基于從順序控制器31接收的控制信息而將RF信號提供給RF線圈24的功能。另一方面，接收器30具備:對從RF線圈24接收的NMR信號進行檢波并執行所需要的信號處理，并且通過對該信號處理后的NMR信號進行A/D變換，從而生成作為數字化后的復數數據的原始數據的功能。還有，接收器30還具備將所生成的原始數據提供給順序控制器31的功能。
[0051]再有，通過用運算裝置35執行保存于計算機32的存儲裝置36內的程序，從而使得計算機32具備各種功能。其中，也可以不利用程序，而是在磁共振成像裝置20中設置具有各種功能的特定電路。
[0052]圖4是圖3所示的計算機32的功能框圖。
[0053]計算機32基于程序而作為攝像條件設定部40、順序控制器控制部41、k空間數據庫42、CSF像生成部43及顯示處理部44起作用。
[0054]攝像條件設定部40具有:基于來自輸入裝置33的指示信息，設定包含脈沖順序在內的攝像條件，并將設定完的攝像條件提供給順序控制器控制部41的功能。特別是，攝像條件設定部40具有設定用于不使用造影劑而取得CSF像的脈沖順序的功能。更具體的是，攝像條件設定部40具有設定用于進行標記而選擇性地描繪無周期性的CSF的順序的功能。
[0055]用于識別CSF的標記可以通過對CSF或關注區域施加標記脈沖來進行。對于作為標記脈沖而能利用的脈沖而言，公知有t-SLIP、飽和(SAT saturation)脈沖、SPAMM(spatial modulation of magnetization:磁化空間調制)脈沖以及 DANTE 脈沖。
[0056]t-SLIP包括區域非選擇IR脈沖與區域選擇IR脈沖。其中，區域非選擇IR脈沖能夠進行斷開/接通(0N/0FF)的切換。能夠與攝像區域相獨立地任意設定成為區域選擇IR脈沖的施加區域的標記區域。另外，也可以設定攝像條件以使多個t-SLIP被施加。
[0057]區域選擇90° SAT脈沖是將所選擇的平板區域的磁化矢量倒轉90°后使縱向磁化飽和的脈沖。再有，也可以設定攝像條件，使得不僅施加單一的區域選擇90° SAT脈沖，還施加多個區域選擇90° SAT脈沖。在施加多個區域選擇90° SAT脈沖的情況下，可以將多個選擇平板區域設定為放射狀或條紋狀的圖案。
[0058]SPAMM脈沖也被稱為Rest grid pulse，本來是為了監控心臟的活動而開發的脈沖。SPAMM脈沖是被區域非選擇性地施加的脈沖，通過梯度磁場的調整，可以形成以條紋圖案、格柵圖案(格子狀的圖案)、放射狀圖案等所希望的圖案飽和的區域。而且，因為飽和圖案作為位置標志起作用，故通過伴隨SPAMM脈沖的施加的成像，能夠得到表示CSF的流動的圖像。 [0059]DANTE脈沖也是形成以條紋圖案或格柵圖案或放射狀圖案等所希望的圖案飽和的區域的標記脈沖。SPAMM脈沖及DANTE脈沖是與同一時刻施加的多個SAT脈沖等效的脈沖。
[0060]進而，也可以設定攝像條件，使得將單一或多個t-SLIP或SAT脈沖、與SPAMM脈沖或DANTE脈沖進行組合來作為標記脈沖施加。
[0061]圖5是表示在圖4所示的攝像條件設定部40中設定的伴隨t-SLIP的施加的攝像條件的圖。
[0062]在圖5中橫軸表示時間。如圖5所示，在施加t-SLIP后，連續重復多次數據采集(數據采集1，數據采集2，數據采集3，…)。因此，可以采集時間上連續且不同的時刻til、tl2、tl3…的時間序列的數據。即:在一個標記脈沖的施加之后可以采集與各時刻對應的多幀量的成像數據。
[0063]更詳細的是，在現有技術中，如圖1所示，重復進行以下操作:標記后進行I幀量的數據采集，再次標記后進行I幀量的收據采集。因此，在現有技術中，按照每一幀而被標記的CSF都不相同。另一方面，在本發明中，如圖5所示，在進行了 I次標記后，連續地進行與各個CSF圖像的幀相對應的數據采集，因此在各幀之間被標記的CSF是相同的。因此，在本發明的CSF像的采集方法中，可以更準確且在時間上連續地掌握CSF的動態。
[0064]再有，在區域非選擇IR脈沖為接通的情況下，幾乎同時地施加區域非選擇IR脈沖與區域選擇IR脈沖。可以根據基于區域選擇IR脈沖的標記區域的設定位置、想要描繪CSF的關注區域的設定位置、背景部分的縱向磁化的緩和時間等攝像條件，適當地設定從t-SLIP的施加定時到最初的數據采集定時為止的期間til。
[0065]在基于t-SLIP法的成像中有流入(flow-1n)法與流出(flow-out)法。流入法是在關注區域上施加區域選擇IR脈沖，使得關注區域中的縱向磁化反轉，描繪出從關注區域的外部流入關注區域且未被標記的CSF的方法。另一方面，流出法是施加區域非選擇IR脈沖使得縱向磁化反轉，并且在標記區域上施加區域選擇IR脈沖，使得標記區域內的CSF的縱向磁化反轉為正值，有選擇地描繪出從標記區域流入關注區域且被標記的CSF的方法。即，在流入法中標記區域被設定于關注區域，流出法中標記區域被設定于關注區域的外部。
[0066]因此，可以確定數據采集定時，使得在CSF流入關注區域后開始數據的采集。再有，在利用區域非選擇IR脈沖使得背景部分的縱向磁化反轉的情況下，也可以確定數據采集定時，使得在通過縱向緩和使背景部分的縱向磁化的絕對值成為零附近的定時開始數據的采集。[0067]將這種t-SLIP用作標記脈沖的方法尤其使得磁共振成像裝置20能夠產生3T以上的高磁場，在確定標志的持續時間的緩和時間較長的情況下是有效的。
[0068]圖6是表示在圖4所示的攝像條件設定部40中設定的伴隨SPAMM脈沖的施加的攝像條件的圖。
[0069]在圖6中橫軸表示時間。如圖6所示，在施加SPAMM脈沖后，連續重復多次數據采集(數據采集1，數據采集2，數據采集3，…)。因此，可以采集時間上連續的時間序列的時刻t21、t22、t23...的數據。而且，可以獲得與施加t-SLIP的情況同樣的效果。
[0070]SPAMM脈沖包括RF脈沖和調制梯度(modulated gradient)脈沖。圖6表示在2個90° RF脈沖之間設置調制梯度脈沖來構成SPAMM脈沖的例子。而且，通過調整調制梯度脈沖的波形或施加軸，從而可以控制條紋圖案或格柵圖案的寬度。通過SPAMM脈沖的施加而形成的寬范圍的圖案伴隨CSF的流動而移動。因此，在將SPAMM脈沖用作標記脈沖的情況下，可以獲得能夠在同一時刻觀察寬范圍內的CSF的動態的CSF像。還有，因為圖案隨著CSF的流動而移動，所以可以將從SPAMM脈沖的施加定時到最初的數據采集定時為止的期間t21設定得較短，使得實施上成為零。
[0071]另外，格柵圖案與條紋圖案相比，其標記脈沖的施加時間約為2倍。放射狀圖案與格柵圖案相比，其標記脈沖的施加時間更長。因此，對于標記區域的圖案而言，優選根據攝像目的或攝像條件來選擇條紋圖案、格柵圖案、放射狀圖案等所希望的圖案。
[0072]此外，在圖5及圖6中，作為成像數據的采集用的順序，可以使用SSFP (steadystate free precession)順序或 FASE (FastASE:fast asymmetric spin echo 或 fastadvanced spin echo)順序等任意的順序。
[0073]再有，作為用于`確定t-SLIP、SAT脈沖、SPAMM脈沖及DANTE脈沖等標記脈沖的施加定時的觸發信號，可以利用時鐘信號、ECG (electro cardiogram)信號或者脈波同步(PPG:peripheral pulse gating)信號等任意的信號。在利用ECG信號或PPG信號的情況下,ECG單元或PPG信號檢測單元與磁共振成像裝置20連接。
[0074]還有，在采集成像數據的同時取得被檢測體P的呼吸同步信號或ECG信號，攝像后顯示CSF圖像之際，按照每幀并行顯示(附帶顯示)表示各幀的攝像時刻與呼吸或心搏等時間相位是否對應的信息。在利用呼吸同步信號的情況下，優選I幀量的成像數據采集所需的期間(圖5及圖6中的數據采集I的期間)與呼吸的一個周期相比非常短。在呼吸的一個周期約為6秒的情況下，優選I幀量的成像數據采集所需的期間例如為0.3秒以下。
[0075]同樣，也可以在采集成像數據的同時，監控呼吸所引起的腹部的擴張與收縮等規定部位的體動，在攝像后顯示CSF圖像之際，按照每幀并行顯示(附帶顯示)表示各幀的攝像時刻與體動的哪個時間相位對應的信息。該情況下，也優選I幀成像數據的采集所需的期間與體動的一個周期相比非常短。
[0076]另外，在施加SPAMM脈沖或DANTE脈沖等標記脈沖之前，也可以施加區域非選擇IR脈沖。這是由于該情況下如以下所說明的那樣，認為能觀測CSF的期間會增長。
[0077]圖7是將在標記脈沖之前施加區域非選擇IR脈沖時和沒有施加區域非選擇IR脈沖時的脈沖順序與自旋的縱向磁化成分Mz的恢復過程一起進行表示的時序圖。在圖7(a)~圖7 (d)中，橫軸為經過時間t，在圖7 (b)、(c)中，縱軸為縱向磁化成分Mz。在此，作為一例表示:在標記脈沖中采用作為飽和脈沖的SPAMM脈沖的例子。[0078]圖7 (a)表示在標記脈沖之前施加區域非選擇IR脈沖時的脈沖順序，依據該脈沖順序時的縱向磁化成分Mz的恢復過程如圖7 (b)所示。按照容易比較縱向磁化成分Mz的恢復過程的差異的方式，在圖7 (b)的正下方，作為圖7 (c)而示出未施加區域非選擇IR脈沖時的縱向磁化成分Mz的恢復過程。圖7 Cd)表示在標記脈沖之前未施加區域非選擇IR脈沖時的脈沖順序，圖7 (c)所示的縱向磁化成分Mz的恢復過程是依據圖7 (d)所示的脈沖順序時的恢復過程。
[0079]在未施加區域非選擇IR脈沖的情況下，用SPAMM進行過標記的CSF如圖7 (C)所示，從縱向磁化成分Mz倒轉90°的狀態逐漸回到靜磁場方向。在此，認為在被標記過的CSF與未被標記的CSF之間的NMR信號的信號電平之差為規定值以上時，即兩者的縱向磁化成分Mz之差為規定值以上時能夠識別兩者(能夠觀測CSF)。若這樣認為，則在未施加區域非選擇IR脈沖的情況下，能夠觀測CSF的數據采集期間成為圖7 (C)所示的Δ t_observe2。
[0080]另一方面，在施加區域非選擇IR脈沖的情況下，未被標記的CSF如圖7 (b)所示，在施加區域非選擇IR脈沖后縱向磁化成分Mz反轉180°，伴隨著時間的經過，縱向磁化成分Mz恢復到靜磁場方向。而且,施加區域非選擇IR脈沖后被SPAMM脈沖標記的CSF如圖7 (b)所示，自旋的縱向磁化成分Mz僅向靜磁場方向恢復90°。因此，被標記的CSF與未被標記的CSF相比，其縱向磁化成分Mz更早恢復到靜磁場方向。然后，伴隨著未被標記的CSF的恢復，在被標記的CSF與未被標記的CSF之間的縱向磁化成分Mz之差成為規定值之前，都能觀測CSF。此時，能觀測CSF的數據采集期間為圖7 (b)所示的At-observel，t匕圖7 (C)所示的Δ t_observe2更長。因此,在施加標記脈沖之前施加區域非選擇IR脈沖的情況下，能夠觀測CSF的期間變長。
[0081]如上所述，在施加標記脈沖之前施加區域非選擇IR脈沖的情況下，在處理NMR信號來生成圖像數據的過程中，優選利用作為復數信號的磁共振信號的(并非絕對值)實部進行REAL重構處理。
[0082]更詳細的是，在先施加區域非選擇IR脈沖的情況下，NMR信號在數據采集的初期，其縱向磁化成分Mz為負值。相對于此，若進行通常的圖像重構處理，則例如實部的平方與虛部的平方之和的平方根作為絕對值而成為亮度等級。此時，縱向磁化成分相當于-1的NMR信號和縱向磁化成分相當于I的NMR信號在亮度上均相等，在O~I的范圍內進行亮度顯不O
[0083]另一方面，進行REAL重構處理，在將縱向磁化成分相當于負值(例如_1)的NMR信號作為負值進行處理后，若與規定的信號電平(縱向磁化成分相當于I)相加，則可以在O~
2的范圍內進行亮度顯示。即，與不進行REAL重構處理的情況相比，可以增大動態范圍。
[0084]接著，對計算機32的其他功能進行說明。
[0085]順序控制器控制部41具有基于來自輸入裝置33的信息，通過向順序控制器31提供包含脈沖順序的攝像條件，從而使其進行驅動控制的功能。另外，順序控制器控制部41還具有從順序控制器31接收原始數據，在形成于k空間數據庫42的k空間內作為k空間數據進行配置的功能。
[0086]CSF像生成部43具有從k空間數據庫42取入k空間數據，通過包含圖像重構處理在內的數據處理來生成時間序列的CSF像數據的功能。
[0087]顯示處理部44具有:對CSF像數據實施CSF部分的著色處理等顯示處理的功能；和使顯示裝置34對顯示處理后的CSF像數據進行顯示的功能。
[0088](動作及作用)
[0089]接著，對磁共振成像裝置20的動作及作用進行說明。
[0090]圖8是表示利用圖3所示的磁共振成像裝置20以非造影的方式攝像被檢測體P的CSF像時的流程的流程圖。
[0091]首先，在步驟SI中，攝像條件設定部40如圖5、圖6、圖7 (a)或圖7 (d)所示，設定在施加標記脈沖后連續進行數據采集的CSF攝像條件(圖7 Ca)的情況下也一并設定在標記脈沖之前施加的區域非選擇IR脈沖的攝像條件)。作為標記脈沖，可以利用t-SLIP、SAT脈沖、SPAMM脈沖或DANTE脈沖等脈沖。
[0092]接著，在步驟S2中，按照所設定的攝像條件執行CSF的成像掃描。
[0093]為此，預先將被檢測體P置于診視床37上，在被靜磁場電源26勵磁的靜磁場用磁鐵21 (超導磁鐵)的攝像區域形成靜磁場。再有，從勻場線圈電源28向勻場線圈22提供電流，從而形成于攝像區域內的靜磁場被均勻化。
[0094]而且，若從輸入裝置33向順序控制器控制部41提供掃描開始指示，則順序控制器控制部41將從攝像條件設定部40取得的包含脈沖順序在內的攝像條件輸入到順序控制器31。順序控制器31按照所輸入的脈沖順序，使梯度磁場電源27、發送器29及接收器30驅動，從而可以在放置有被檢測體P的攝像區域內形成梯度磁場，并且可以從RF線圈24生成RF信號。
[0095]因此，通過被檢測體P內部的核磁共振而生成的NMR信號由RF線圈24接收并被提供給接收器30。接收器30從RF線圈24接收NMR信號，在執行了規定的信號處理后通過進行A/D變換，從而生成數字數據的NM`R信號即原始數據。接收器30將所生成的原始數據提供給順序控制器31。順序控制器31將原始數據提供給順序控制器控制部41，順序控制器控制部41將原始數據作為k空間數據配置在形成于k空間數據庫內的k空間中。
[0096]另外，也可以與上述的脈沖順序以及從被檢測體P接收NMR信號(數據采集動作)并行地從被檢測體P取得呼吸同步信號或ECG信號、或者進行被檢測體P的規定部位的體動的監控。
[0097]接下來在步驟S3中，CSF像生成部43從k空間數據庫42取入k空間數據，對該k空間數據實施包含圖像重構處理的數據處理，由此生成時間序列的CSF像數據。此外，在步驟S2中在施加標記脈沖之前施加了區域非選擇IR脈沖的情況下，在該步驟S3中，作為圖像重構處理的一部分而采用REAL重構處理。
[0098]圖9是表示利用圖3所示的磁共振成像裝置20拍攝到的CSF像數據的一例的圖。
[0099]圖9示出伴隨DANTE脈沖的施加而采集到的某一時刻的CSF像。可以確認通過DANTE脈沖生成了條紋圖案。再有，可以確認伴隨CSF的流動，條紋圖案也移動。在這種CSF像中，可以對CSF像數據實施顯示處理，以便能夠更好地觀察CSF的動態。
[0100]該情況下，在步驟S4中，顯示處理部44對CSF像數據實施顯示處理，并使顯示裝置34顯示進行過顯示處理后的CSF像數據。
[0101]圖10是表示對圖9所示的CSF像數據實施顯示處理并使CSF被識別顯示出的例子的圖。具體是，若對圖9所示的CSF像數據實施信號反轉處理，則灰度級反轉。進而，若設定與CSF區域對應的信號的閾值，并對通過閾值處理而提取出的CSF區域實施著色處理，則可以更清楚的識別顯示CSF。另外，也可以利用區域生長法(Region Growing Algorithms)重新提取(擴展)與通過閾值處理而被作為CSF區域提取出的位置在信號強度上具有連續性的區域作為CSF區域，對重新提取后的CSF區域實施著色處理。區域生長法如下所述:判斷起點的附近像素是否滿足預先指定的條件，在滿足上述條件的情況下判斷為所述附近像素屬于相同區域，通過反復執行上述操作，從而提取作為目標的區域整體。
[0102]圖10是為了方便而以灰度級(無彩色)表示對通過區域生長法重新提取出的CSF區域實施著色處理后使CSF清晰化的圖像的附圖。
[0103]再有，通過按照時間序列的順序顯示與不同時刻對應的多個CSF像，從而可以如電影圖像(Cine Image)那樣將CSF流動的樣子作為運動圖像來觀察。而且，利用彩色圖像可以很容易地掌握作為觀察部分的CSF的詳細動態。此時，只要在步驟S2中進行了呼吸同步信號的取得或ECG信號的取得、體動的監控的情況下，按照每幀并行顯示(附帶顯示)各幀的攝像時刻與呼吸或心搏或體動的哪個時間相位對應的信息即可。
[0104]還有，也可以根據從攝像開始時刻開始的經過時間，按照每幀改變著色的基準。作為一例，考慮作為標記脈沖采用SPAMM脈沖且在標記脈沖之前不施加區域非選擇IR脈沖的情況(參照圖7 (C))。在剛剛施加了作為飽和脈沖的標記脈沖之后，被標記的(縱向磁化成分Mz接近O) CSF和未被標記的CSF之間的縱向磁化成分Mz之差增大，兩者的NMR信號的電平差也增大。從施加標記脈沖開始隨著時間的經過，被標記的CSF的縱向磁化成分Mz也逐漸向靜磁場方向恢復，被標記的CSF與未被標記的CSF之間的NMR信號的電平差減小。
[0105]在此，在白色對應于灰度級(grey scale)顯示的100%,黑色對應于灰度級顯示的O %的情況下，來自未被標記的CSF的NMR信號與數據采集時刻無關，信號電平接近于最高，因此在CSF圖像中灰度級例如表現為約100%(白色)。另一方面，來自被標記的CSF的NMR信號在數據采集時刻為最先的幀中，由于信號電平接近于最低，故灰度級例如表現為0%(黑色)，但是在數據采集時刻較晚的幀中，隨著縱向磁化成分Mz的恢復，信號電平上升，因此灰度級例如表現為50% (灰色)。
[0106]因此，進行圖像處理，以便被標記的CSF在所有幀中例如共同表現為黃色，且未被標記的CSF在所有幀中例如共同表現為紅色，且所提取出的CSF區域例如僅在紅色到黃色的著色范圍內表現。此時，在數據采集開始時刻為最先的幀中，以黃色表示灰度級O %，越是數據采集開始時刻較晚的幀，就越提高與黃色顯示對應的灰度級的百分比。同時，不管數據采集時刻如何，都使灰度級100%與紅色對應。由此，可以在所有的幀中通用的相同彩色來顯示被標記的CSF,可以在視覺上容易判別CSF的活動。
[0107] 圖11表示對將標記區域設為條紋圖案后攝像的CSF像數據實施顯示處理從而使CSF被識別顯示出的其他例子。
[0108]圖12表示對將標記區域設為格柵圖案后攝像的CSF像數據實施顯示處理從而使CSF被識別顯示出的例子。
[0109]圖13表示對將標記區域設為放射狀圖案后攝像的CSF像數據實施顯示處理從而使CSF被識別顯示出的例子。
[0110]在圖11、12、13中以黑白的灰度級進行表示，但實際上例如將圖11、12、13中完全被涂黑的區域作為被標記的CSF，用黃色來表示；將被涂成灰色的區域作為未被標記的CSF，用紅色表示。[0111]如圖11、12、13所示，可以確認整個圖像內生成了條紋狀、格柵狀或放射狀的被標記的圖案。以黃色表示的被標記的CSF從上述的條紋狀、格柵狀或放射狀的標記圖案的區域偏離，由此可以確認CSF移動。
[0112](效果)
[0113]如上所述，在本發明的磁共振成像裝置20中，(施加區域非選擇IR脈沖后，或者不施加區域非選擇IR脈沖)在施加標記脈沖之后，連續地采集與不同時刻對應的多幀量的CSF像數據，對CSF像數據實施著色處理等顯示處理，從而使CSF被識別顯示出。即，在進行了一次標記后，連續地進行與各個CSF圖像的幀對應的數據采集，因此無論在哪一幀中，被標記的CSF都是相同的。因此，可以采集到能夠容易地掌握CSF的動態的CSF像數據。另外，可以連續地描繪寬范圍內的CSF的動態。
[0114]換言之，在臨床上，在活動停止的CSF的情況下可以可靠地判定停止。再有，在正常的CSF的情況下可以使得CSF如何活動可視化。例如,雖然腦積水(hydrocephalus)和蛛網膜下出血(subarachnoid hemorrhage)呈現相同的癥狀,但蛛網膜下出血在CSF不活動這一點上與腦積水不同。因此，根據磁共振成像裝置20，能夠判別腦積水與蛛網膜下出血。
[0115]再有，根據磁共振成像裝置20，能夠掌握CSF的動態，能夠測定CSF的流速。具體的是，檢測以條紋等圖案標記的特定部位的CSF在下一幀的CSF圖像中移動何種程度的距離，通過將該移動距離除以幀間的攝像時刻的時間差，從而可以計算CSF的流速。
[0116]進而，因為無需如現有的t-SLIP法那樣設定多個BBTI，故可以取得無時間差的圖像數據。
[0117]另外，在磁共 振成像裝置20中，對于CSF以外的血液等流體的成像也可以同樣地進行。尤其是適用于沒有周期性的流體的成像。
【權利要求】
1.一種計算機處理顯示系統，具有顯示裝置和顯示處理裝置，該顯示處理裝置至少包括一個計算機， 所述計算機處理顯示系統構成為: 所述顯示處理裝置取得包含標記后的腦脊髓液在內且采集時刻相互不同的多個腦脊髓液像數據，通過對所述多個腦脊髓液像數據中的至少一部分的所述腦脊髓液著色，來制作腦脊髓液像； 使所述顯示裝置識別顯示所述腦脊髓液像。
2.根據權利要求1所述的計算機處理顯示系統，構成為:所述顯示處理裝置根據所述多個腦脊髓液像數據的采集時刻，來改變著色基準，由此制作著色基準相互不同的多個腦脊髓液像。
3.根據權利要求1所述的計算機處理顯示系統，構成為:所述顯示處理裝置根據腦脊髓液被怎樣地施加了標記脈沖，來改變著色基準，由此制作所述腦脊髓液像。
4.根據權利要求3所述的計算機處理顯示系統，構成為:所述顯示處理裝置在通過區域選擇IR脈沖和區域非選擇IR脈沖的施加而生成的所述多個腦脊髓液像數據中的所述腦脊髓液、以及不使用區域選擇IR脈沖而通過區域非選擇IR脈沖的施加而生成的所述多個腦脊髓液像數據中的所述腦脊髓液中，改變著色基準。
5.根據權利要求1所述的計算機處理顯示系統，構成為:所述顯示處理裝置通過對所述腦脊髓液的一部分著色，來制作所述腦脊髓液像。
6.根據權利要求1所述的計算機處理顯示系統，構成為:所述顯示處理裝置根據所述多個腦脊髓液像數據中的NMR信號的信號電平，來改變對所述腦脊髓液的著色基準。
7.根據權利要求1所述的計算機處理顯示系統，構成為:所述顯示處理裝置取得腦脊髓液被標記成條紋狀的多個腦脊髓液像數據。
8.根據權利要求1所述的計算機處理顯示系統，構成為:所述顯示處理裝置取得腦脊髓液被標記成格子狀的腦脊髓液像數據。
9.根據權利要求1所述的計算機處理顯示系統，構成為:所述顯示處理裝置取得腦脊髓液被標記成放射狀的腦脊髓液像數據。
10.根據權利要求1所述的計算機處理顯示系統，構成為:所述顯示處理裝置取得含有通過區域選擇IR脈沖和區域非選擇IR脈沖標記后的腦脊髓液在內的多個腦脊髓液像數據。
11.根據權利要求1所述的計算機處理顯示系統，構成為: 所述顯示處理裝置取得從標記脈沖施加后的經過時刻相互不同的所述多個腦脊髓液像數據， 所述顯示處理裝置設定與所述腦脊髓液對應的閾值， 之后，所述顯示處理裝置通過閾值處理，從所述多個腦脊髓液像數據中分別提取腦脊髓液的區域， 所述顯示處理裝置通過對所提取的各個所述腦脊髓液的區域著色彩色，來制作與所述多個腦脊髓液像數據分別對應的多個腦脊髓液像。
12.一種磁共振成像裝置，包括: 磁共振數據采集部，采集多個磁共振數據，該多個磁共振數據用于生成包含標記后的腦脊髓液在內且與不同的采集時刻相對應的多個腦脊髓液像數據； 腦脊髓液像數據生成部，基于所述多個磁共振數據，以與所述多個磁共振數據分別對應的方式生成所述多個腦脊髓液像數據； 顯示處理部，通過對所述多個腦脊髓液像數據中的至少一部分的腦脊髓液著色，來制作腦脊髓液像，并使顯示裝置識別顯示所述腦脊髓液像。
13.根據權利要求12所述的磁共振成像裝置，所述磁共振數據采集部在標記脈沖的施加之后連續采集所述多個磁共振數據。
14.根據權利要求12所述的磁共振成像裝置，所述磁共振數據采集部通過重復“在標記脈沖的施加之后采集用于生成腦脊髓液像數據的磁共振數據的動作”，來采集所述多個磁 共振數據。
【文檔編號】A61B5/055GK103705240SQ201410020584
【公開日】2014年4月9日 申請日期:2010年3月30日 優先權日:2009年9月30日
【發明者】山下裕市, 市之瀨伸保, 喜種慎一 申請人:株式會社東芝, 東芝醫療系統株式會社