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磁共振成像裝置以及磁共振成像方法
專利名稱:磁共振成像裝置以及磁共振成像方法
技術(shù)領(lǐng)域:
本發(fā)明的實(shí)施方式涉及磁共振成像裝置以及磁共振成像方法。
背景技術(shù):
以往,作為磁共振成像之一,有不使用造影劑攝像被檢體內(nèi)的流體的方法?,F(xiàn)有技術(shù)文獻(xiàn)專利文獻(xiàn)1 美國(guó)專利申請(qǐng)公開2009/(^61825號(hào)說明書專利文獻(xiàn)2 美國(guó)專利第6801800號(hào)說明書專利文獻(xiàn)3 日本特開2003-70766號(hào)公報(bào)專利文獻(xiàn)4 日本特開2004-3^614號(hào)公報(bào)非專利文獻(xiàn) 1 :Fan, et al., ‘‘ 3D Noncontrast MR Angiography of the Distal Lower Extremities Using Flow-Sensitive Dephasing(FSD)-Prepared Balanced SSFP, " Magnetic Resonance in Medicine, volume62,pagesl523_1532(2009)非專利文獻(xiàn) 2 :Fan,et al. , “ 3D Non-Contrast-Enhanced MRA Using Flow-Sensitive Dephasing(FSD)Prepared Balanced SSFP-Identification of the Optimal First-Order Gradient Moment, " pagel410,17th Annual Scientific Meeting and Exhibition of the International Society of Magnetic Resonance in Medicine, Stockholm, Sweden, (May2-5, 2010)非專利文獻(xiàn)3 :Fan, et al., “ Carotid Arterial Wall MRI at 3T Using 3D Variable-Flip-Angle Turbo Spin-Echo (TSE) with Flow-Sensitive Dephasing(FSD), " Journal of Magnetic Resonance Imaging, volume31, pages645-654(2010)非專利文獻(xiàn) 4 :Fan, et al., ‘‘ Non-Contrast-Enhanced Hand MRA Using Multi-directional Flow-Sensitive Dephasing, " page40517th Annual Scientific Meeting and Exhibition of the International Society of Magnetic Resonance in Medicine, Stockholm, Sweden, (May2-5, 2010)5 :Guo, et al. , “ 3D Non-Contrast MRA of Lower Extremities Using Balanced SSFP with Flow-Sensitive Dephasing (FSD) at 3T," page3786, 17th Annual Scientific Meeting and Exhibition of the International Society of Magnetic Resonance in Medicine, Stockholm, Sweden, (May2~5,2010)非專利文獻(xiàn) 6 :Haacke, et al. , " Magnetic Resonance Imaging Physical Principles and Sequence Design, " New York :ffiley-Liss, Chapter23, pages673-675(1999)# 專禾Ij JC ^ 7 :Miyazaki, et al. , ‘‘ Peripheral MR Angiography Separation of Arteries from Veins with Flow—spoiled Gradient Pulses in Electrocardiography-triggered Three-dimensional Half—Fourier Fast Spin-Echo Imaging, " Radiology, volume227,pages890~896(June2003)__專禾1J文獻(xiàn) 8 :Wang,et al. , " Improved Suppression of Plaque-Mimicking Artifacts in Black-Blood Carotid Atherosclerosis imaging Using a Multislice Motion-Sensitized Driven-Equilibrium(MSDE) Turbo Spin-Echo (TSE) Sequence, " Magnetic Resonance in Medicine, Vol. 58,pages973-981(2007)非專利文獻(xiàn) 9 :Haacke, et al. , " Magnetic Resonance Imaging :Physical Principles and Sequence Design, " New York :ffiley-Liss, chapter 23, pages 673-675(1999)
發(fā)明內(nèi)容
但是,根據(jù)以往方法,例如存在產(chǎn)生靜脈引起的污染(contamination)等,未必能夠收集到恰當(dāng)?shù)膱D像的情況。實(shí)施方式涉及的磁共振成像裝置具備收集部與生成部。上述收集部攝像被檢體內(nèi)的流體,收集攝像脈沖(pulse)序列(sequence)的參數(shù)(parameter)不同的多個(gè)圖像。上述生成部從上述多個(gè)圖像中的至少一個(gè)圖像中選擇圖像內(nèi)的各位置的像素值,使用所選擇的各位置的像素值生成混合(hybrid)圖像。實(shí)現(xiàn)可以收集恰當(dāng)?shù)孛枥L出流體的圖像的效果。
圖1為通過使用基于在多個(gè)圖像(例如,使用不同的攝像參數(shù)(攝像脈沖序列的參數(shù))中取得的暗淡的動(dòng)脈圖像(DA(Dark Artery)圖像))的混合圖像(例如,混合DA 圖像),收集以及處理磁共振血管攝像(MRA(Magnetic Resonance Angiography))的數(shù)據(jù) (data) ^MRI (Magnetic Resonance Imaging)系統(tǒng)(system)的(block)圖。圖2為利用伴隨不為0的一次傾斜磁場(chǎng)力矩(moment) (ml)的FSD(Flow-Spoiled Dephasing)預(yù)脈沖(pre-pulse),在連續(xù)的MRI數(shù)據(jù)收集脈沖序列中使流動(dòng)的自旋(spin) 相位分散的典型的MRI數(shù)據(jù)收集脈沖序列的概略圖。圖3A為表示將一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)調(diào)整到非常低來收集DA圖像時(shí)的FSD MRA 的結(jié)果的圖。圖;3B為表示將一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)調(diào)整到非常高來收集DA圖像時(shí)的FSD MRA 的結(jié)果的圖。圖4為針對(duì)不同的一次傾斜磁場(chǎng)力矩值(ml值),對(duì)根據(jù)流動(dòng)快的動(dòng)脈、流動(dòng)慢的動(dòng)脈以及靜脈中的血流而產(chǎn)生的標(biāo)準(zhǔn)的MRI信號(hào)響應(yīng)進(jìn)行正規(guī)化示出的曲線圖。圖5為用于通過合成使用不同參數(shù)收集的多個(gè)DA圖像來取得混合圖像的典型的合成算法(algorithm)的概略圖。
5
圖6為表示典型的合成算法的詳細(xì)的圖。圖7為強(qiáng)調(diào)動(dòng)脈信號(hào)的MRA圖像。圖8A為表示混合圖像的圖。圖8B為表示使用中央或中間的一次傾斜磁場(chǎng)力矩值(ml值)而取得的圖像的圖。圖9A為表示在對(duì)以往MRA圖像使用混合圖像時(shí)所示的改善的圖。圖9B為表示對(duì)以往MRA圖像使用混合圖像時(shí)所示的改善的圖。圖10為將在典型的實(shí)施方式中能利用的典型的計(jì)算機(jī)(computer)程序 (program)編碼(code)構(gòu)造體與作為操作(option)準(zhǔn)備的操作者(operator)的輸入一起示出的概略性流程圖(flow chart)。符號(hào)說明10 架臺(tái);11 床;12 靜磁場(chǎng)BO磁鐵;14 :foc、Gy、(}Z傾斜磁場(chǎng)線圈組;16 :RF線圈組件;18 攝像空間;20 系統(tǒng)構(gòu)成要素;22 =MRI系統(tǒng)控制器;24 顯示器;26 鍵盤;28 打印機(jī);30 =MRI序列控制器;32 :Gx、Gy、Gz傾斜磁場(chǎng)線圈驅(qū)動(dòng)器;34 =RF發(fā)送器;36 發(fā)送接收開關(guān);38 程序編碼構(gòu)造體;40 =RF接收器;42 =MRI數(shù)據(jù)處理器;44 混合圖像重建程序編碼構(gòu)造體;46 =MRA圖像存儲(chǔ)器;50 =MRI系統(tǒng)程序存儲(chǔ)裝置。
具體實(shí)施例方式圖1所示的MRI系統(tǒng)包括架臺(tái)部10 (在概略性切面中圖示)、以及與架臺(tái)部10連接的多個(gè)相關(guān)的系統(tǒng)構(gòu)成要素20。在遮蔽的室內(nèi)至少設(shè)置架臺(tái)部10。圖1所示的MRI系統(tǒng)實(shí)質(zhì)上包括同軸圓筒狀靜磁場(chǎng)BO磁鐵12、Gx, Gy及( 傾斜磁場(chǎng)線圈組(set) 14、RF線圈(coil)組件(assembly) 16。沿這些構(gòu)成要素形成的圓筒狀排列的水平軸,有實(shí)質(zhì)上包含由床11支撐的患者9的頭部的攝像空間18。MRI系統(tǒng)控制器22具備與顯示器(display) 24、與鍵盤(keyboard)沈以及打印機(jī) (printer) 28連接的輸入輸出端口。顯示器M也可以是還可以進(jìn)行控制的輸入的觸摸屏幕 (touch-screen)。MRI系統(tǒng)控制器(controller) 22與除了控制RF發(fā)送器(transmitter) 34以及發(fā)送接收開關(guān)(switch) 36 (對(duì)發(fā)送以及接收雙方使用同一 RF線圈時(shí))還控制fouGy及( 傾斜磁場(chǎng)線圈驅(qū)動(dòng)器(driver) 32的MRI序列控制器30連接。MRI序列控制器30為了通過將具有不同的一次傾斜磁場(chǎng)力矩值(ml值)的FSD(Flow-Spoiled Dephasing)與已可利用的其他(例如以往的)MRI脈沖序列組合而使用來實(shí)現(xiàn)MRA數(shù)據(jù)取得脈沖序列(攝像脈沖序列、脈沖序列),包括恰當(dāng)?shù)某绦蚓幋a構(gòu)造體38。系統(tǒng)構(gòu)成要素20包括RF接收器(receiver) 40。RF接收器40為了生成向顯示器 M輸出的圖像,提供向MRI數(shù)據(jù)處理器42的輸入。MRI數(shù)據(jù)處理器42以接入混合圖像重建程序編碼構(gòu)造體44以及(例如,用于保存通過典型的實(shí)施方式的處理以及混合圖像重建程序編碼構(gòu)造體44取得的MRA圖像數(shù)據(jù)的)MRA圖像存儲(chǔ)器46的方式而構(gòu)成。圖1還示出了從MRI系統(tǒng)的多種數(shù)據(jù)處理構(gòu)成要素能接入,且在計(jì)算機(jī)可讀形式的保存介質(zhì)內(nèi)存儲(chǔ)(例如,與非造影劑MRA的混合圖像的重建或操作者對(duì)該圖像重建的輸入等有關(guān)的)程序編碼構(gòu)造體的MRI系統(tǒng)程序存儲(chǔ)裝置50的概要。程序存儲(chǔ)裝置50可分割,至少一部分在(存儲(chǔ)在公共場(chǎng)所,并不與MRI系統(tǒng)控制器22直接連接)系統(tǒng)構(gòu)成要素20的處理計(jì)算機(jī)之內(nèi),能夠與在通常的處理中立即需要存儲(chǔ)著的該程序編碼構(gòu)造體的其他計(jì)算機(jī)直接連接。實(shí)際上,圖1的描繪是對(duì)非常高度單純化的典型的MRI系統(tǒng)的圖,以能夠?qū)嵤┖笫龅牡湫偷膶?shí)施方式的方式加之改變后的圖。系統(tǒng)構(gòu)成要素可以劃分成“框(box)(各構(gòu)成要素)”的不同的邏輯集合,并且,一般由上升至多個(gè)的數(shù)字信息處理器(DSP(Digital Signal Processors))、微處理器(microprocessor)、專用處理電路(高速A/D轉(zhuǎn)換、高速傅立葉 (Fourier)轉(zhuǎn)換、排列處理等)組成。這些處理器分別為時(shí)鐘(clock)設(shè)定的“狀態(tài)機(jī)(狀態(tài)進(jìn)行遷移的機(jī)器)”,其物理數(shù)據(jù)處理電路在每一時(shí)鐘周期內(nèi)(或規(guī)定數(shù)量的每一時(shí)鐘周期內(nèi))從某一物理狀態(tài)向另一物理狀態(tài)前進(jìn)。處理電路(例如,CPU(Central Processing Unit)、寄存器(register)、緩沖器 (buffer)、運(yùn)算裝置等)的物理狀態(tài)在處理進(jìn)行之中按每一時(shí)鐘周期逐漸變化,對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)存儲(chǔ)介質(zhì)(例如,磁存儲(chǔ)介質(zhì)的比特存儲(chǔ)位置)的物理狀態(tài)在系統(tǒng)工作中從某一狀態(tài)向另一狀態(tài)轉(zhuǎn)移。例如,在混合MRA成像的重建過程(process)結(jié)束時(shí),位于在物理存儲(chǔ)介質(zhì)內(nèi)的以計(jì)算機(jī)可讀形式可介入的數(shù)據(jù)值存儲(chǔ)位置的排列從前一狀態(tài)(例如,全部相同地成為“0”值或“ 1”值),向以便使排列的物理位置的物理狀態(tài)表示現(xiàn)實(shí)的物理現(xiàn)象以及狀況 (例如,攝像空間內(nèi)的患者的動(dòng)脈)而在最小值與最大值之間變動(dòng)的新的狀態(tài)轉(zhuǎn)移。存儲(chǔ)的數(shù)據(jù)值的這種排列與在由命令寄存器依次載入(load)由MRI系統(tǒng)的1個(gè)以上的CPU執(zhí)行時(shí)按特定順序排列更換運(yùn)算狀態(tài)而在MRI系統(tǒng)內(nèi)使之遷移的計(jì)算機(jī)控制程序編碼的特定的構(gòu)造體一樣,表現(xiàn)并構(gòu)成某一物理構(gòu)造體。在以下所示的典型的實(shí)施方式中,示出進(jìn)行數(shù)據(jù)的收集或MRA(Magnetic Resonance Angiography)圖像的生成以及顯示的改善后的方法。在非造影磁共振血管攝像(MRA)法中,不使用外因性造影劑,就生成動(dòng)脈靜脈血管構(gòu)造的MR圖像。在以下所示的典型的實(shí)施方式中,以避免靜脈引起的污染(例如,動(dòng)脈與靜脈重疊致使很難觀察圖像),生成提高動(dòng)脈相對(duì)于背景的對(duì)比度(contrast)的非造影 MRA圖像或相反(即,生成強(qiáng)調(diào)靜脈的非造影MRA圖像)為目的。心跳周期內(nèi)的各種Flow-cbphasing傾斜磁場(chǎng)力矩(例如,一次傾斜磁場(chǎng)力矩)或時(shí)相(例如,心跳周期(cycle)的延遲時(shí)間(例如,R波的峰(peak)值到信號(hào)收集的延遲時(shí)間)、或由其雙方收集的圖像數(shù)據(jù)的N個(gè)集合使用一邊使靜脈引起的(或其相反的動(dòng)脈引起的)污染最小限一邊使動(dòng)脈的(或其相反的靜脈的)信號(hào)最大化的混合重建算法來合成。該處理能夠在將用戶(user)的輸入抑制為最小限而自動(dòng)或半自動(dòng)地進(jìn)行。基本上不需要用于取得理想或被優(yōu)化的參數(shù)的校正(calibration)攝像。在以往的非造影MRA法中,一般基本上取得動(dòng)脈明亮(信號(hào)值高)的圖像 (BA (Bright Artery)圖像、即動(dòng)靜脈明亮的圖像)以及動(dòng)脈暗淡(信號(hào)值低)的圖像 (DA(Dark Artery)圖像、即靜脈明亮動(dòng)脈暗淡的圖像)這樣的兩個(gè)圖像數(shù)據(jù)。通過從BA圖像數(shù)據(jù)中(對(duì)每一像素(Pixel))減去(減影(SUbtracti0n))DA圖像數(shù)據(jù),生成MRA圖像 I。I = BA-DA (式 1)最終的減影圖像I理想化地只包含來自動(dòng)脈的像素的信號(hào)。作為結(jié)果取得的減影圖像數(shù)據(jù)一般用最大亮度投影(MIP(Maximum Intensity Projection))格式(format)來表現(xiàn),并使患者的身體三維圖像化。被稱為FSD (Flow-spoiled Dephasin)的非造影MRA法使用具有不為0的一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)的傾斜磁場(chǎng)預(yù)脈沖模塊(即,診斷用的MRI取得脈沖序列中的最初的部分,例如,參照?qǐng)D2),使流動(dòng)的自旋相位分散(失相(dephase))從而取得DA圖像(動(dòng)脈暗淡的圖像)。當(dāng)將0(空集合)的零(zero)次傾斜磁場(chǎng)力矩與不為0的一次傾斜力矩組合時(shí),流動(dòng)的自旋相位分散,但不影響靜止的(背景的)自旋。一次傾斜磁場(chǎng)力矩的矢量(vector) 方向(失相脈沖(傾斜磁場(chǎng)預(yù)脈沖)的施加方向)能夠使用傾斜磁場(chǎng)的通道(channel) (χ、 y、z)中的任一個(gè)或同時(shí)存在的一次傾斜磁場(chǎng)力矩進(jìn)行操作。這樣,一次傾斜磁場(chǎng)力矩能夠設(shè)計(jì)為沿矢量方向選擇性地分散自旋。相位進(jìn)行分散的、流動(dòng)的自旋的信號(hào)在圖像數(shù)據(jù)中衰減。信號(hào)衰減的程度與一次傾斜磁場(chǎng)力矩的強(qiáng)度以及流速不成直線性而成比例(圖4)。 動(dòng)脈一般比靜脈流速大、受心跳周期產(chǎn)生的動(dòng)脈的影響較強(qiáng)。因此,認(rèn)為動(dòng)脈的信號(hào)衰減比靜脈大,認(rèn)為在心臟的收縮期內(nèi)該衰減會(huì)進(jìn)一步變大。FSD預(yù)脈沖模塊(module)能夠附加在以往一直存在的任意MRI診斷的讀出 (readout)掃描(scan)序列(例如,bSSFP(Balanced Steady-State Free Precession)、 FASE (Fast Asymmetric Spin Echo 又 Fast Advanced Spin Echo)等)。一般讀出的數(shù)據(jù)取得是為了使用充分的分辯率描繪小的血管系統(tǒng)而在薄的切面上被構(gòu)成的三維數(shù)據(jù)。FSD 預(yù)脈沖模塊一般而言是雙極(bipolar)傾斜磁場(chǎng)與RF脈沖90° -180° -90°的組合。在 DA圖像的攝像中,一般一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)被設(shè)定為被調(diào)整的0以外的任一數(shù)值。在 BA圖像的攝像中,一般一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)被設(shè)定為小的數(shù)值或0。在此,舉例說明FSD,但所公開的方法可同樣適用于用于基于減法在非造影中描繪出流體的MRI攝像法。該方法例如包括在此所述的FBI (Fresh Blood Lnaging)或不同名稱同樣的非造影MRA法(腦脊髓液(包括CSF (Cerebral Spinal Fluid))。對(duì) FS-FBI (Flow-Spoiled FBI)進(jìn)行詳細(xì)說明,F(xiàn)S-FBI為對(duì)FBI進(jìn)行改良后的技術(shù),通過使用回波鏈(echo train)中的失相脈沖(flow-spoiled d印hasing脈沖)而不是像FSD那樣的預(yù)脈沖,例如,相比靜脈的信號(hào)而言降低動(dòng)脈信號(hào)的信號(hào)值。這些非造影MRI法一般具有使用 ECG(Electrocardiogram)同步或 PPG(Photo plethysmo graph)同步這樣的共同點(diǎn), 具有與基于T1強(qiáng)調(diào)攝像法的以往造影MRA法或非造影MRA法(例如,T0F(Time Of Flight) 對(duì)照地使用T2強(qiáng)調(diào)攝像方法這一共同點(diǎn)。非造影T2強(qiáng)調(diào)攝像方法為了縮短攝像時(shí)間,盡管沒有被要求,但仍然屢次使用FSE(Fast Spin Echo)脈沖序列來執(zhí)行。圖2為概略地示出包含90° -180° -90° RF預(yù)脈沖模塊的FSD脈沖序列的圖。 針對(duì)多次DA圖像的攝像,(如圖所示)包含一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml),但根據(jù)取得的DA圖像數(shù)據(jù)的不同其強(qiáng)度也不相同。針對(duì)BA圖像的攝像,將一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)設(shè)定為0。以往,取得以下兩種圖像?!?ml = 0時(shí),心臟擴(kuò)張期的動(dòng)脈明亮的圖像(BA)· ml興0時(shí),心臟收縮期的動(dòng)脈暗淡的圖像(DA)接著,從BA圖像中對(duì)每一像素減去DA圖像生成最終的MRA圖像。如上所述,這與非造影 MRA 法的 FBI (Fresh Blood Imaging)同樣。遺憾的是,在以往的FSD中,一次傾斜磁場(chǎng)力矩預(yù)脈沖模塊對(duì)所有流動(dòng)的MR自旋,產(chǎn)生某種程度的相移。所取得的MRI信號(hào)的衰減與核自旋的速度不成直線性而成比例(圖 4)。信號(hào)衰減隨著流動(dòng)加快地增大。當(dāng)一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)過小時(shí),特別是在流動(dòng)慢的動(dòng)脈中,動(dòng)脈在DA圖像中不被充分衰減。因此,需要從最終的BA-DA減影圖像中減去這些像素值(例如,在圖3A中,示出了一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)過小的減影圖像的最大亮度投影(MIP))。同樣,當(dāng)一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)過大時(shí),存在在DA圖像中靜脈流動(dòng)也衰減的情況(例如,在圖3B中,示出了一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)過大的減影圖像中的最大亮度投影 (MIP))。靜脈的衰減產(chǎn)生最終的BA-DA減影圖像中的靜脈像素位置上的污染(參照?qǐng)D3A 以及圖:3B中的箭頭)。用圖3A中的箭頭表示弱的動(dòng)脈信號(hào),用圖:3B中的箭頭表示靜脈的污染。該問題特別是在患者的末梢血管中,通常在處于靜脈與動(dòng)脈直接鄰接的位置時(shí)成為混亂的原因。因此,在以往的FSD中,一般(a)為了防止一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)過小而動(dòng)脈信號(hào)消失,(b)為了防止一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)過大而靜脈引起的污染進(jìn)入所產(chǎn)生的問題, 需要針對(duì)最適合的傾斜磁場(chǎng)預(yù)脈沖模塊的一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)進(jìn)行校正。該校正的步驟可以通過選擇2D切面在每次檢查中對(duì)一部分?jǐn)z像空間推定理想化的一次傾斜磁場(chǎng)力矩 (ml)。取而代之,也可以基于在其他研究中針對(duì)代表性的集團(tuán)(cohort、統(tǒng)計(jì)上的群)實(shí)施 FSD檢查,求出的集團(tuán)的平均,推定理想化的一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)。這種校正作業(yè)會(huì)產(chǎn)生多余的麻煩,浪費(fèi)不必要的時(shí)間??墒瑰e(cuò)誤產(chǎn)生的原因也增加。最重要的是可能造成通過使用單一的一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)值,對(duì)一部分?jǐn)z像對(duì)象描繪出并非最適合的血管構(gòu)造的結(jié)果。在每次檢查時(shí)進(jìn)行理想化的一次傾斜磁場(chǎng)力矩 (ml)值的校正時(shí),一般以2D切面內(nèi)的限定的一部分血管為基礎(chǔ)進(jìn)行推定。該1張2D切面中只包含3D攝像對(duì)象整體的極少的一部分。流速以及脈動(dòng)即使在攝像對(duì)象內(nèi)也因血管的不同而差異較大,因此在使用基于該2D切面的方法推定的理想化的一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml) 中存在對(duì)脈管構(gòu)造的大部分產(chǎn)生不是最適合結(jié)果的情況。若根據(jù)集團(tuán)的平均來推定理想的一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml),則只有脈管構(gòu)造中無(wú)法取得最適合結(jié)果的部分不產(chǎn)生,對(duì)于各檢查對(duì)象的每一個(gè)也都無(wú)法取得恰當(dāng)?shù)慕Y(jié)果。但是,在此,通過按照以下所述的步驟使用混合圖像,能夠?qū)崿F(xiàn)取得(a)增強(qiáng)動(dòng)脈信號(hào)、(b)靜脈引起的污染減少的最終的減影圖像I的實(shí)用性FSD。或者,也存在混合圖像本身作為(強(qiáng)調(diào)動(dòng)脈或靜脈)MRA的輸出圖像是很充分的情況,因此也存在不需要最終的減影圖像的情況。例如,取得多個(gè)(N個(gè))數(shù)據(jù)集(N>》。通常,在通過幾種形式執(zhí)行FSD時(shí),取得不同的一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)值中的DA圖像的多個(gè)集合。在例子(圖4)中,取得N = 3 個(gè)圖像集(基準(zhǔn)、中間、最大)?;鶞?zhǔn)圖像中,ml =0(心臟擴(kuò)張期)、中間圖像ml =中間值 (心臟收縮期)、最大圖像ml =最大值(心臟收縮期)。圖4將靜脈、流動(dòng)慢的動(dòng)脈以及流動(dòng)快的動(dòng)脈的血液中的磁共振血球核產(chǎn)生的MRI信號(hào)作為ml的函數(shù)來繪圖。(在ml軸上用X符號(hào)表示的位置上)取得基準(zhǔn)、中間以及最大這3個(gè)圖像數(shù)據(jù)集。在信號(hào)曲線上用圓圈符號(hào)(〇)表示針對(duì)各血管的類型(type)所選擇的這些ml值中的信號(hào)。在此所示的方法使用混合重建算法,一邊使靜脈信號(hào)最小化一邊使動(dòng)脈信號(hào)最大化(或相反)。例如,不同的N個(gè)(N彡2)圖像集,能夠通過使用不同的Flow-cbphasing力矩(ml)(例如,一次傾斜磁場(chǎng)力矩)或使用不同的心跳周期內(nèi)的時(shí)相(例如,心跳周期內(nèi)的延遲時(shí)間(例如,R波峰值到信號(hào)收集的延遲時(shí)間)或使用其雙方作為攝像脈沖序列的參數(shù)來取得。例如,能夠通過在收縮期的同一延遲時(shí)間內(nèi),使用不同的一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml) 值或使用不同的矢量方向(失相脈沖(傾斜磁場(chǎng)預(yù)脈沖)的施加方向)或使用其雙方來取得的。并且,能夠通過在不同的延遲時(shí)間內(nèi),使用同一傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)來取的,或者,也可以采用不同的一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)值、矢量方向、以及延遲時(shí)間的組合。這些圖像通過根據(jù)與各輸入數(shù)據(jù)集對(duì)應(yīng)的已知的ml或心跳周期或其雙方對(duì)各要素的相對(duì)信號(hào)進(jìn)行演繹性推定,從而被輸入至使動(dòng)脈、靜脈以及背景的像素互相分離的算法中。將各輸入數(shù)據(jù)集的像素?cái)?shù)據(jù)(例如,使用選擇性像素位置置換算法)合成,生成混合圖像集。該混合合成算法使用固定值或基于用戶的選擇輸入調(diào)整的參數(shù)進(jìn)行操作。在減法過程中(例如,F(xiàn)SD)使用混合圖像集,能夠生成優(yōu)化動(dòng)脈信號(hào)并將靜脈信號(hào)抑制到最小的最終的MRA圖像?;蛘?, 能夠?qū)⑸鲜龌旌蠄D像本身作為MRA的輸出圖像來使用。能夠在合成算法的輸入中使用各圖像集的像素?cái)?shù)據(jù)生成混合圖像集X的(圖5) 代替單純的減影(式1)。在該合成算法中,互相比較至少兩個(gè)像素?cái)?shù)據(jù)集,對(duì)所給出的圖像數(shù)據(jù)集的各像素(像素)是否是從動(dòng)脈部分、靜脈部分或背景中產(chǎn)生的進(jìn)行高度推測(cè)。輸出的典型的混合圖像數(shù)據(jù)集X,能夠使用從多個(gè)(N個(gè))不同的圖像數(shù)據(jù)集之一中選擇性地取得的(混合圖像數(shù)據(jù)集內(nèi)的)各X(x,y,z)位置的像素值(像素值)來生成。然后,在通常的減法算式中使用該混合圖像集X,生成改善后的最終的MRA圖像I、或者恰當(dāng)?shù)卦O(shè)計(jì)混合化算法時(shí),能夠?qū)⒒旌蠄D像數(shù)據(jù)集本身作為改善后的最終的MRA圖像I來使用。例如,如下可以在一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)值中取得N個(gè)圖像數(shù)據(jù)集(N彡2)。·基準(zhǔn)ml = 0 中間ml=中間值 最大ml=高值其次,對(duì)于與作為結(jié)果而取得的0以外的一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)值對(duì)應(yīng)的N-I個(gè) (即,該例中為兩個(gè))的數(shù)據(jù)集,使用取得的像素值的差,推定所取得的特定的圖像的某一像素是動(dòng)脈的還是靜脈的,并(例如通過選擇性像素值置換算法)合成為混合圖像數(shù)據(jù)集 X。接著,可以通過將混合圖像數(shù)據(jù)集X作為DA圖像數(shù)據(jù)集來使用從而計(jì)算最終的圖像I。
I (最終)=BA (動(dòng)脈明亮)-X (DA混合)(式2)圖5為示出了能夠生成非造影MRA圖像的減法用混合圖像數(shù)據(jù)集X的一般性的合成算法。圖6示出了生成混合圖像數(shù)據(jù)集X的合成算法的更具體的例子。使用所示的判定算法對(duì)所有數(shù)據(jù)集(基準(zhǔn)、中間、最大)評(píng)價(jià)規(guī)定位置(x,y,z)的像素?cái)?shù)據(jù),填充混合圖像數(shù)據(jù)集X內(nèi)的X(x,y,z)的值。在合成過程中可有多個(gè)不同的方式。在采用N = 3個(gè)圖像集的該例子中,圖6的過程比較充分。為了判斷像素是動(dòng)脈的還是靜脈的而使用閾值參數(shù)(ε)。在中間的ml值的像素?cái)?shù)據(jù)比基準(zhǔn)值大幅地小時(shí)判斷為動(dòng)脈的像素?cái)?shù)據(jù)(參照?qǐng)D4),因此算法用(x,y,z) 中的最大ml值的圖像數(shù)據(jù)集的數(shù)據(jù)來填充X (χ,y,ζ),并使該位置(x,y,ζ)中的信號(hào)最大化。在中間的ml的像素?cái)?shù)據(jù)近似于基準(zhǔn)值時(shí),判斷為背景或靜脈的像素?cái)?shù)據(jù),因此算法用 (X,1,ζ)中的中間ml值的像素?cái)?shù)據(jù)集的數(shù)據(jù)來填充X(x,y,ζ),并防止靜脈引起的污染。 閾值ε的選擇可以自由地調(diào)整或針對(duì)各解剖學(xué)組織選擇基于以前的測(cè)量的固定值。并且, (例如,在后處理中)用戶也能夠交互(interactive)地調(diào)整閾值ε。在任何一種方法中,
10閾值ε的選擇只影響重建后的輸出。由于不影響輸入數(shù)據(jù),因此無(wú)需在數(shù)據(jù)的取得之前確定關(guān)于閾值ε的最終判斷。這樣生成混合圖像X。在混合圖像X的生成中,可以采用許多不同的混合化算法/過程。存在如果明智地進(jìn)行像素的填充/置換,則可以將混合圖像X 本身作為MRA的輸出圖像充分使用的情況。圖10示出了用于實(shí)現(xiàn)典型的實(shí)施方式的典型的計(jì)算機(jī)程序編碼構(gòu)造體的概略性流程圖。在此,使用100中開始混合MRA例程,并使用102從存儲(chǔ)裝置中適宜地調(diào)用存儲(chǔ)的數(shù)據(jù)取得參數(shù)(攝像脈沖序列參數(shù)、例如,ml值)。也有在該時(shí)刻進(jìn)行其他所需的初始化過程的情況。在進(jìn)行判定的104中,(例如,通過控制顯示器的畫面/鍵盤、或觸摸屏等)示出了用于根據(jù)需要變更操作者預(yù)先存儲(chǔ)的攝像參數(shù)的選擇項(xiàng)。在已進(jìn)行選擇時(shí),接著,在操作者的用戶界面(interface) 106上,能夠進(jìn)行取得的圖像的數(shù)量、ml參數(shù)的低、高水平(level) 的值、閾值參數(shù)的特定值等參數(shù)的決定/變更。在沒有進(jìn)行選擇時(shí),在步驟(step) 108中使用存儲(chǔ)完成的攝像參數(shù),并使用不同的ml值取得N個(gè)MRI數(shù)據(jù)集。特別是在該典型的實(shí)施方式中,(例如,使用各個(gè)MRI參數(shù)或心跳周期的參數(shù)或其兩者)取得至少一個(gè)BA圖像以及多個(gè)DA圖像。在此后的步驟110中,(例如,按照需要的任意算法)生成混合圖像數(shù)據(jù)集X,在步驟112中生成減影MRA圖像。在步驟114中,將該圖像(立刻或稍后從MRI系統(tǒng)控制臺(tái)或根據(jù)需要從遠(yuǎn)程)輸出至存儲(chǔ)裝置或顯示器(或其雙方),然后,通過在返回(return)步驟 116中適宜地返回至其他程序編碼構(gòu)造體從而結(jié)束混合MRA例程。該混合化方法的基本優(yōu)點(diǎn)是即使在流動(dòng)慢的動(dòng)脈中,也能夠提供使靜脈引起的污染最小限地清晰描繪出動(dòng)脈的MRA圖像數(shù)據(jù)(圖7、8A以及8B)。動(dòng)脈信號(hào)能夠強(qiáng)調(diào) 80-100% (圖9A)。靜脈引起的污染幾乎能夠減少到0(圖9B)。作為混合化方法的其他優(yōu)點(diǎn),消除在FSD過程中進(jìn)行一次傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)的正確校正的負(fù)擔(dān)。在以往的FSD方法中,為了取得動(dòng)脈信號(hào)的最大化與靜脈引起的污染的最小化之間的均衡,需要慎重選擇DA攝像的ml值。在新的混合化方法中,能夠固定ml的最大值。與中間范圍的數(shù)據(jù)集有關(guān)的ml的選擇變得單純。在一部分的流動(dòng)中為了產(chǎn)生相移必須充分增大ml,但為了很強(qiáng)地使靜脈衰減,而不能過強(qiáng)。ml的選擇變得簡(jiǎn)單因此不需要校正步驟,從而提高了 FSD成像的穩(wěn)健性。圖8A是示出了使用作為例子示出的混合化方法生成的減影圖像的MIP。動(dòng)脈信號(hào)相比只使用圖8B所示的ml =中間的數(shù)據(jù)而生成的MIP圖像,在末梢動(dòng)脈中變強(qiáng)。圖9A示出了混合圖像(圖8A)相對(duì)于以往型的中間圖像(圖8B)的改善。在此,白色部分表示看見目的信號(hào)強(qiáng)度的改善。圖9B示出了在混合圖像(圖8A)中如何改善了以往型的最大圖像(圖:3B)。在此,黑色像素表示期望從最終圖像中刪除的信號(hào)。圖9A與圖9B中,灰色均表示中立(即,來自以往的FSD的無(wú)變化)。如上所述,合成算法算式有多個(gè)形態(tài)。例如,可以互相比較各數(shù)據(jù)集的各個(gè)像素。 在使用了 N = 3的上述例子中,可以針對(duì)3個(gè)不同的閾值參數(shù)進(jìn)行基準(zhǔn)與中間、中間與最大、以及基準(zhǔn)與最大之間的比較。在其他例子中,可以通過適用函數(shù)(例如,通過在預(yù)備的函數(shù)中代入數(shù)值(適用)輸出判斷結(jié)果的方法)置換算術(shù)性比較。信號(hào)與ml之間的關(guān)系由于能夠通過正弦曲線或同樣的數(shù)學(xué)函數(shù)分析性地記述,因此可以在將來自各集合的像素?cái)?shù)據(jù)適用為分析函數(shù)。與算數(shù)性比較同樣地,能夠可以使用作為結(jié)果取得的適用參數(shù)(例如,作為通過在函數(shù)中代入數(shù)值取得的結(jié)果的數(shù)值)進(jìn)行像素位置的特性(動(dòng)脈、靜脈或背景)的判斷。合成算法也可以設(shè)計(jì)為輸出最終的MRA圖像集I (例如,跳過(skip)BA-X = I的典型的分離減法步驟)。此時(shí),來自取得的多個(gè)圖像的像素值的選擇,在混合圖像本身中只識(shí)別并包含作為目的的(動(dòng)脈或靜脈的)像素值。另外,在此記述的過程可以應(yīng)用以減法為基本方式的任意MRA法。并不限定于 FSD,也可以與FS-FBI等其他方法組合應(yīng)用。在FS-FBI中,flow cbphasing效果,內(nèi)在于基于數(shù)據(jù)收集所使用的FSEO^ast Spin Echo)的脈沖序列的RF回波系列內(nèi)而不是像FSD 那樣的被分離的預(yù)脈沖模塊的部分內(nèi)。調(diào)整后的讀出、相位編碼(encode)、切片(slice)選擇的傾斜磁場(chǎng)接續(xù)回波系列的各RF回波。提供效果的ml flow-cbphasing矢量的大小以及方向能夠控制。這樣,不同的FS-FBI數(shù)據(jù)集能夠通過使用不同的傾斜磁場(chǎng)力矩(ml)或使用不同的心跳周期的相位延遲或用其雙方來收集。不同的數(shù)據(jù)集能夠通過不同的ml值、 不同的ml方向、不同的觸發(fā)延遲(延遲時(shí)間)或其組合來收集。與上述FSD的例子同樣,N 個(gè)FS-FBI數(shù)據(jù)集能夠?yàn)榱松苫旌蠄D像X而被合成?;蛘?,接著,能夠使用于用于生成優(yōu)化了動(dòng)脈的圖像I或優(yōu)化了靜脈的圖像I的減法中。另外,作為在實(shí)施方式中應(yīng)用的被檢體內(nèi)流動(dòng)的流體,并不限定于血液,也可以同樣適用于CSF(腦脊髓液)、淋巴(lymph)液、膽汁(bile)、胰液(pancreatic juice)等。 一般,在此處表現(xiàn)的過程能夠輔助從其他移動(dòng)的流體或背景中分離來自某流體的信號(hào)。并不依賴于MR的流體的緩和特性(例如,I\、T2、T2* (星形(strar))而是只依賴于其流動(dòng)的特性。假設(shè)分離的流體在與流速、流動(dòng)方向、心跳或呼吸之間的關(guān)系中,具有與在流體附近可能混同不同的特性,則一次傾斜磁場(chǎng)力矩ml以及觸發(fā)延遲(延遲時(shí)間)的組合可以被設(shè)計(jì)為靈活運(yùn)用這些特性的差異。這些數(shù)據(jù)集為了優(yōu)化關(guān)心對(duì)象的流體的描繪而應(yīng)用混合技術(shù)。如上所述,能夠使用在此記述的過程,生成靜脈造影用優(yōu)化靜脈的MRA圖像。艮口, 通過對(duì)合成算法或減法過程或其雙方加入改變,能夠使動(dòng)脈信號(hào)最小化,使靜脈信號(hào)最大化。并且,在其他例子中,CSF(腦脊髓液)具有流速比動(dòng)脈或靜脈慢這樣的特性。因此,該流體的特性能夠靈活地用于區(qū)分血液那樣的流速快的流體與CSF。在以往的FSD中,只需要取得N = 2個(gè)圖像集。因此,在以往的方法中可以節(jié)省與 (N-2)/2成比例的量的時(shí)間。例如,在使用上述新的混合方法的N= 3的檢查中,花費(fèi)比以往的FSD長(zhǎng)50%的時(shí)間。因此,在新的方法中,能夠節(jié)省花費(fèi)時(shí)間的校正掃描以及校正數(shù)據(jù)的處理。校正數(shù)據(jù)的取得與處理花費(fèi)的時(shí)間能夠合理地推定為與一個(gè)數(shù)據(jù)集的取得花費(fèi)的時(shí)間(一般兩分鐘)相同的程度。因此,在N= 3個(gè)檢查或混合化中,所需時(shí)間與以往的 FSD試驗(yàn)大致同程度。如上所述,與實(shí)施方式相關(guān)的磁共振成像裝置(例如,MRI系統(tǒng))具備收集部與生成部。收集部攝像被檢體內(nèi)的流體,收集攝像脈沖序列參數(shù)不同的多個(gè)圖像。在此,所謂 “流體”是指例如血液、腦脊髓液(CSF)、淋巴(lymph)液、膽汁(bile)、胰液(pancreatic juice)等。另外,所謂“攝像脈沖序列”是指例如FSD或FS-FBI等脈沖序列。另外所謂“攝像脈沖序列的參數(shù)”是指例如使流體的自旋失相的失相脈沖(例如,附加于讀出傾斜磁場(chǎng)脈沖)的傾斜磁場(chǎng)力矩的值、失相脈沖的施加方向、心跳周期內(nèi)的延遲時(shí)間(例如,R波的峰值到信號(hào)收集的延遲時(shí)間)、或其組合等。如果繪出對(duì)象的流體例如在與流速、流動(dòng)方向、心跳或呼吸之間的關(guān)系中,具有與在流體附近可能混同不同的特性,則這些參數(shù)設(shè)計(jì)為靈活運(yùn)用這些特性的差異即可。例如,收集部在FSD或FS-FBI等的脈沖序列中,進(jìn)行這些參數(shù)互不相同的收集,并收集多個(gè)圖像。另外,生成部從多個(gè)圖像中的至少一個(gè)圖像中選擇圖像內(nèi)的各位置的像素值,并使用選擇的各位置中的像素值生成混合圖像。另外,與實(shí)施方式相關(guān)的收集部例如在被檢體的心臟收縮期內(nèi)收集參數(shù)不同的多個(gè)圖像,生成部從心臟收縮期內(nèi)收集的多個(gè)圖像中的至少一個(gè)圖像中選擇各位置的像素值從而生成混合圖像。另外,與實(shí)施方式相關(guān)的生成部例如在與被檢體的靜脈對(duì)應(yīng)的位置上選擇高像素值,在與被檢體的動(dòng)脈對(duì)應(yīng)的位置上選擇低像素值?;蛘撸c實(shí)施方式相關(guān)的生成部例如在與被檢體的動(dòng)脈對(duì)應(yīng)的位置上選擇高像素值,在與被檢體的靜脈對(duì)應(yīng)的位置上選擇低像素值。另外,與實(shí)施方式相關(guān)的磁共振成像裝置例如還具備根據(jù)混合圖像生成減影圖像的減影圖像生成部。此時(shí),收集部例如在被檢體的心臟擴(kuò)張期內(nèi)收集至少一個(gè)圖像,且在被檢體的心臟收縮期內(nèi)收集多個(gè)圖像。生成部例如從在心臟收縮期內(nèi)收集的多個(gè)圖像中的至少一個(gè)圖像中選擇各位置的像素值生成混合圖像,減影圖像生成部通過求解在被檢體的心臟擴(kuò)張期內(nèi)收集的圖像與混合圖像之間的差分,從而生成減影圖像。但是,實(shí)施方式并不限定于此,如上所述,根據(jù)例如生成混合圖像的合成算法的設(shè)計(jì),例如,也可以在混合圖像中只包含繪出對(duì)象的流體的像素值。并且,例如,也可以在混合圖像中只包含繪出對(duì)象的流體以及背景的像素值。另外,與實(shí)施方式相關(guān)的收集部收集一次傾斜磁場(chǎng)力矩不同的多個(gè)圖像。例如,收集部根據(jù)第ι值的一次傾斜磁場(chǎng)力矩在心臟擴(kuò)張期內(nèi)收集圖像,根據(jù)第2值以及第3值的一次傾斜磁場(chǎng)力矩在心臟收縮期內(nèi)收集多個(gè)圖像。在此,如使用圖4所說明的那樣,在將第 1值的被檢體的靜脈內(nèi)流動(dòng)的血液產(chǎn)生的信號(hào)值、以及第1值的被檢體的動(dòng)脈內(nèi)流動(dòng)的血液產(chǎn)生的信號(hào)值作為各基準(zhǔn)值時(shí),例如,第3值是靜脈內(nèi)流動(dòng)的血液產(chǎn)生的信號(hào)以及動(dòng)脈內(nèi)流動(dòng)的血液產(chǎn)生的信號(hào)的雙方從各基準(zhǔn)值衰減的值。并且,例如,第2值為第1值與第3 值之間的中間值,靜脈內(nèi)流動(dòng)的血液產(chǎn)生的信號(hào)的從基準(zhǔn)值的衰減振幅比動(dòng)脈內(nèi)流動(dòng)的血液產(chǎn)生的信號(hào)的從基準(zhǔn)值的衰減幅度小。另外,與實(shí)施方式相關(guān)的生成部例如在圖像內(nèi)的每一位置上,將根據(jù)第1值收集的圖像的像素值與根據(jù)第2值收集的圖像的像素值之間的差分與閾值進(jìn)行比較,該差分小于閾值時(shí),選擇根據(jù)第2值收集的圖像的像素值作為該位置的像素值,在該差分比閾值大時(shí),選擇根據(jù)第3值收集的圖像的像素值作為該位置的像素值從而生成混合圖像。根據(jù)上述至少一個(gè)實(shí)施方式的磁共振成像裝置以及磁共振成像方法,能夠收集恰當(dāng)?shù)孛枥L出流體的圖像。針對(duì)本發(fā)明的幾個(gè)實(shí)施方式進(jìn)行了說明,但這些實(shí)施方式是作為例子而示出的, 并不意圖限制發(fā)明的范圍。這些實(shí)施方式可以通過其他方式來實(shí)施,在不脫離發(fā)明的要旨的范圍內(nèi),可以進(jìn)行各種省略、置換、變更。這些實(shí)施方式或其變形與包含在發(fā)明范圍或要旨內(nèi)一樣,被包含在權(quán)利要求范圍內(nèi)所述的發(fā)明和其等同的范圍內(nèi)。
權(quán)利要求
1.一種磁共振成像裝置,其特征在于,包括收集部,攝像被檢體內(nèi)的流體,收集攝像脈沖序列的參數(shù)不同的多個(gè)圖像; 生成部,從上述多個(gè)圖像中的至少一個(gè)圖像中選擇圖像內(nèi)的各位置的像素值,使用所選擇的各位置的像素值來生成混合圖像。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置,其特征在于上述收集部在上述被檢體的心臟收縮期內(nèi)收集上述參數(shù)不同的多個(gè)圖像; 上述生成部從在上述心臟收縮期內(nèi)收集的多個(gè)圖像中的至少一個(gè)圖像中選擇上述各位置的像素值來生成上述混合圖像。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置,其特征在于上述生成部在與上述被檢體的靜脈對(duì)應(yīng)的位置上選擇高像素值,在與上述被檢體的動(dòng)脈對(duì)應(yīng)的位置上選擇低像素值。
4.根據(jù)權(quán)利要1所述的磁共振成像裝置,其特征在于上述生成部在與上述被檢體的動(dòng)脈對(duì)應(yīng)的位置上選擇高像素值,在與上述被檢體的靜脈對(duì)應(yīng)的位置上選擇低像素值。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的磁共振成像裝置,其特征在于, 還包括減影圖像生成部,根據(jù)上述混合圖像生成減影圖像;上述收集部在上述被檢體的心臟擴(kuò)張期內(nèi)收集至少一個(gè)圖像,且在上述被檢體的心臟收縮期內(nèi)收集多個(gè)圖像;上述生成部從在上述收縮期內(nèi)收集的多個(gè)圖像中的至少一個(gè)圖像中選擇上述各位置的像素值來生成上述混合圖像;上述減影圖像生成部通過求解在上述被檢體的心臟擴(kuò)張期內(nèi)收集的圖像與上述混合圖像之間的差分,而生成上述減影圖像。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的磁共振成像裝置,其特征在于 上述收集部收集一次傾斜磁場(chǎng)力矩不同的多個(gè)圖像。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的磁共振成像裝置,其特征在于上述收集部根據(jù)第1值的一次傾斜磁場(chǎng)力矩在上述心臟擴(kuò)張期內(nèi)收集圖像,根據(jù)第2 值以及第3值的一次傾斜磁場(chǎng)力矩在上述心臟收縮期內(nèi)收集多個(gè)圖像;在將上述第1值中的根據(jù)流動(dòng)在上述被檢體的靜脈內(nèi)的血液產(chǎn)生的信號(hào)值以及上述第1值中的根據(jù)流動(dòng)在上述被檢體的動(dòng)脈內(nèi)的血液產(chǎn)生的信號(hào)值作為各個(gè)基準(zhǔn)值時(shí),上述第3值是將根據(jù)流動(dòng)在上述靜脈內(nèi)的血液產(chǎn)生的信號(hào)以及根據(jù)流動(dòng)在上述動(dòng)脈內(nèi)的血液產(chǎn)生的信號(hào)雙方從各個(gè)基準(zhǔn)值衰減的值,上述第2值為上述第1值與上述第3值之間的中間值,根據(jù)流動(dòng)在上述靜脈內(nèi)的血液產(chǎn)生的信號(hào)的從上述基準(zhǔn)值的衰減幅度比根據(jù)流動(dòng)在上述動(dòng)脈內(nèi)的血液產(chǎn)生的信號(hào)的從上述基準(zhǔn)值的衰減幅度小。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的磁共振成像裝置,其特征在于上述生成部針對(duì)圖像內(nèi)的每一位置,將根據(jù)上述第1值收集的圖像的像素值與根據(jù)上述第2值收集的圖像的像素值之間的差分與閾值進(jìn)行比較,在該差分小于閾值時(shí),選擇根據(jù)上述第2值收集的圖像的像素值作為該位置的像素值,在該差分值大于閾值時(shí),選擇根據(jù)上述第3值收集的圖像的像素值作為該位置的像素值從而生成混合圖像。
9.根據(jù)權(quán)利要求2所述的磁共振成像裝置,其特征在于上述收集部在上述心臟收縮期內(nèi),收集基于上述被檢體的心跳周期的延遲時(shí)間不同的多個(gè)圖像。
10.一種磁共振成像方法,由計(jì)算機(jī)執(zhí)行,其特征在于,包括攝像被檢體內(nèi)的流體,收集攝像脈沖序列的參數(shù)不同的多個(gè)圖像的收集工序; 從上述多個(gè)圖像中的至少一個(gè)圖像中選擇圖像內(nèi)的各位置的像素值,并使用選擇的各位置的像素值生成混合圖像的生成工序。
全文摘要
本發(fā)明提供一種能夠收集恰當(dāng)?shù)孛枥L出流體的圖像的磁共振成像裝置以及磁共振成像方法。其中,實(shí)施方式涉及的磁共振成像裝置具備收集部與生成部。上述收集部攝像被檢體內(nèi)的流體,收集攝像脈沖序列參數(shù)不同的多個(gè)圖像。上述生成部從上述多個(gè)圖像中的至少一個(gè)圖像中選擇圖像內(nèi)的各位置的像素值,使用所選擇的各位置的像素值生成混合圖像。
文檔編號(hào)A61B5/055GK102370484SQ20111024194
公開日2012年3月14日 申請(qǐng)日期2011年8月23日 優(yōu)先權(quán)日2010年8月23日
發(fā)明者A·惠頓 申請(qǐng)人:東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會(huì)社, 株式會(huì)社東芝
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