CN101204327B - 磁共振成像装置 - Google Patents

磁共振成像装置 Download PDF

Info

Publication number
CN101204327B
CN101204327B CN2007101648882A CN200710164888A CN101204327B CN 101204327 B CN101204327 B CN 101204327B CN 2007101648882 A CN2007101648882 A CN 2007101648882A CN 200710164888 A CN200710164888 A CN 200710164888A CN 101204327 B CN101204327 B CN 101204327B
Authority
CN
China
Prior art keywords
pulse
time
gradient
emission
sweep test
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
CN2007101648882A
Other languages
English (en)
Other versions
CN101204327A (zh
Inventor
三好光晴
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Original Assignee
GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by GE Medical Systems Global Technology Co LLC filed Critical GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Publication of CN101204327A publication Critical patent/CN101204327A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN101204327B publication Critical patent/CN101204327B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
    • G01R33/5635—Angiography, e.g. contrast-enhanced angiography [CE-MRA] or time-of-flight angiography [TOF-MRA]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5613—Generating steady state signals, e.g. low flip angle sequences [FLASH]
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
    • G01R33/5617—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE] using RF refocusing, e.g. RARE
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
    • G01R33/56308—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging
    • G01R33/56316—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging involving phase contrast techniques

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

一种磁共振成像装置(1)，用于获得磁共振信号作为成像数据，且基于所获得的成像数据产生受检者的图像，该装置包括扫描部分(2)，用于执行准备序列以将准备脉冲发射到受检者，使得磁共振信号的信号强度依据在受检者内移动的自旋的速度而不同，随后分别发射准备脉冲给受检者，其中扫描部分(2)发射第一破坏梯度脉冲给受检者，使得发射作为第二RF脉冲的RF脉冲的时间点被***时基，其中扫描部分(2)发射第二破坏梯度脉冲给受检者，使得发射作为第三RF脉冲的RF脉冲的时间点被***时基，和其中在第四RF脉冲的发射之后，扫描部分(2)发射抑制梯度脉冲给受检者。

Description

磁共振成像装置
技术领域
本发明涉及磁共振成像装置，以及涉及执行成像序列以获取磁共振信号作为成像数据并且从而在通过执行成像序列获得的成像数据的基础上产生关于受检者的图像的磁共振成像装置，所述磁共振信号通过发射RF脉冲给静磁场空间中的受检者SU以及发射梯度脉冲给RF脉冲所发射到的该受检者而产生。
背景技术
磁共振成像(MRI)装置被经常利用于医疗用途，尤其作为使用核磁共振(NMR)现象对关于受检者的断层扫描平面的图像进行摄像的装置。
在磁共振成像装置中，受检者被容纳在用静磁场形成的成像空间中，从而在受检者中在形成静磁场的方向上排列质子自旋(spin)，进而产生其磁化矢量。作为成像序列执行的扫描是这样进行的：施加具有谐振频率的RF脉冲以产生核磁共振现象，从而翻转自旋，在质子的磁化矢量被改变之后，接收当自旋沿静磁场方向排列且质子返回磁化矢量的原始状态时所产生的磁共振(MR)信号。通过执行成像序列获得的磁共振信号被设置为成像数据，进而产生关于受检者的诸如切片(slice)图像等之类的图像。
在本磁共振成像装置中，实施被称为“MRA(MR血管造影术(MRangiography))”的血液摄影术以表示或投影流过血管的血液流动等。有一种已知的成像方法，其使用飞逝时间(TOF(Time of flight))效应、相位对比(PC)效应等用于MRA。已经提出FBI(新鲜血液成像)作为不使用造影剂的成像方法(例如，参照专利文献1和2)。
【专利文献1】日本待审查专利公开号No.2000-5144
【专利文献2】日本待审查专利公开号No.2002-200054
在FBI方法中，在心脏舒张和心脏收缩过程中执行成像序列以产生关于受检者的图像。基于这些图像之间的差值获得关于受检者的MRA图像。该方法使用FSE(快速旋转回波(Fast Spin Echo))方法的流群(boid)或空隙(void)。
具体来说，在心脏舒张期执行成像序列以产生第一图像。例如，在切片(slice)方向上传送破坏梯度脉冲(crusher gradient pulse)而不在读取方向上传送用于流动补偿的梯度脉冲并且不在经向上传送破坏梯度脉冲，从而完成扫描以产生第一图像。
在心脏收缩过程中执行成像序列以产生第二影像。例如，在用于读取磁共振信号的读取梯度脉冲传送前，通过在读取、经线、和切片方向上传送破坏梯度脉冲来执行扫描。因此，在相应的轴向方向上生成流动空隙(void)以产生第二图像。
此后，基于第一和第二图像的差值获得关于受检者的MRA图像。由于动脉血流速度在心脏收缩期间快，来自动脉的信号强度变低，而由于在心脏舒张期间动脉血流速度慢，来自动脉的信号强度变高。因此，在上述差值的基础上产生的MRA图像的对比度变高。
然而，因为上述方法在预测流动空隙发生程度上遇到困难，MRA图像可能不能以足够高的对比度产生。因此难以获得合适的图像质量。
由于在读取和经线方向上的合成为零的方向上存在的流动不产生流动空隙，该流动可能不被适当地投射。因此上述方法在产生高精度的MRA图像时遇到了困难。
由于在上述方法中MRA图像是在第一和第二图像之间的差值的基础上产生的，信号强度变得不能强于第一图像并且噪声达到
Figure GSB00000083931700021
倍。因此存在以下情况：由于相对于第一图像MRA图像的S/N比值变成
Figure GSB00000083931700022
或更少，所以难于获得足够的图像质量。
存在由于磁共振信号的采集限于FSE方法，上述方法的一般通用性不够的情况。
因此，由于一般通用性差并且图像质量降低，上述方法在增强诊断效率方面遇到了困难。
发明内容
希望解决前面所述的问题。
在本发明的一个方面中，一种磁共振成像装置用于执行成像序列，以获得磁共振信号作为成像数据，所述磁共振信号均从位于静磁场空间内的受检者处激励的自旋产生，并且还用于基于通过成像序列的执行而获得的图像数据产生关于受检者的图像，所述磁共振成像装置包括：扫描部分，所述扫描部分执行成像序列并且在执行成像序列之前执行准备序列，所述准备序列用于将准备脉冲发送给受检者，使得磁共振信号的信号强度依据在受检者内移动的自旋速度而不同。扫描部分顺序向受检者分别发送第一RF脉冲、第二RF脉冲、第三RF脉冲和第四RF脉冲作为准备脉冲。扫描部分将由一对梯度脉冲构成的第一破坏(crusher)梯度脉冲发射给受检者，使得将RF脉冲作为第二RF脉冲发射的时间点***(interpose)在时基(time base)。扫描部分将由一对梯度脉冲构成的第二破坏(crusher)梯度脉冲发射给受检者，使得将RF脉冲作为第三RF脉冲发射的时间点***在时基。扫描部分在第四RF脉冲的发射之后发射抑制(killer)梯度脉冲。
优选地，扫描部分发射第一RF脉冲和第四RF脉冲，使得它们的相位相同、它们的翻转角的绝对值相同并且它们的符号彼此相反。
优选地，扫描部分发射第一RF脉冲和第四RF脉冲，使得翻转角的绝对值为90°。
优选地，扫描部分发射第二RF脉冲和第三RF脉冲，使得它们的相位正交于第一RF脉冲和第四RF脉冲的相位。
优选地，扫描部分发射第二RF脉冲和第三RF脉冲，使得它们的翻转角的绝对值彼此相同。
优选地，扫描部分顺序地向受检者分别发射第一RF脉冲、第二RF脉冲、第三RF脉冲和第四RF脉冲，使得第二时间间隔两倍于第一时间间隔并且第三时间间隔等于第一时间间隔，所述第二时间间隔被定义在发射第二RF脉冲的时间中心点和发射第三RF脉冲的时间中心点之间，所述第一时间间隔被定义在发射第一RF脉冲的时间中心点和发射第二RF脉冲时间中心点之间，所述第三时间间隔被定义在发射第三RF脉冲的时间中心点和发射第四RF脉冲的时间中心点之间。
优选地，扫描部分发射包含180°脉冲的多个RF脉冲作为第二RF脉冲，并且发射包含该180°脉冲的多个RF脉冲作为第三RF脉冲。
优选地，扫描部分发射分别作为第二RF脉冲和第三RF脉冲发射的RF脉冲，使得它们的相位相同、它们的翻转角的绝对值相同并且它们的符号彼此相反。
优选地，扫描部分顺序地发射不同于180°脉冲的α°脉冲以及180°脉冲，作为分别作为第二RF脉冲和第三RF脉冲发射的RF脉冲。
优选地，扫描部分分别发射第一破坏梯度脉冲和第二破坏梯度脉冲，使得分别作为第一破坏梯度脉冲和第二破坏梯度脉冲发射的多个梯度脉冲中的在第一RF脉冲和第二RF脉冲之间发射的梯度脉冲和在第三RF脉冲和第四RF脉冲之间发射的梯度脉冲彼此相对地被分别设定为相同的第一时间积分值，并且在多个RF脉冲之间分别作为第二RF脉冲和第三RF脉冲发射的梯度脉冲的整个时间积分值被设定为等于两倍于第一时间积分值的第二时间积分值。
优选地，扫描部分发射作为准备脉冲的速度编码梯度脉冲，用于依据受检者的自旋中移动自旋的速度以不同的方式偏移移动自旋的相位。
优选地，扫描部分发射速度编码梯度脉冲，使得它们在围绕速度编码梯度脉冲被发射的时间中心点的时基处极性是相反的。
优选地，提供了一种图像生成单元，其基于成像数据产生关于受检者的图像，以及在作为第一准备脉冲序列的准备序列被执行之后，扫描部分采集通过执行成像序列而产生的磁共振信号作为第一成像数据，并且在作为准备脉冲的第二准备脉冲序列被执行之后，扫描部分采集通过执行成像序列而产生的磁共振信号作为第二成像数据，第二准备脉冲序列用于发射与第一准备序列中相同的准备脉冲，除了破坏梯度脉冲和速度编码梯度脉冲没有被发射且第二RF脉冲及第三RF脉冲的翻转角彼此不同之外，以及图像生成单元基于第一成像数据产生第一图像并且基于第二成像数据产生第二图像，并且此后通过在第一和第二图像之间执行差分处理而产生差分图像作为图像。
优选地，在发射第一RF脉冲之前，扫描单元发射作为准备脉冲的抑制梯度脉冲用于产生梯度磁场，该梯度磁场使各个自旋的横向磁化在受检者处消失。
优选地，扫描单元分别发射第一RF脉冲、第二RF脉冲、第三RF脉冲和第四RF脉冲作为矩形脉冲。
优选地，扫描部分在受检者的心脏运动处心脏收缩期间执行准备序列，以及在心脏运动处心脏舒张期间执行成像序列。
依据本发明，可以提供一种磁共振成像装置，其具有一般通用性且能够改善图像质量。
根据如在附图中示出的本发明的优选实施例的下面说明中，本发明的另外目的和优点将会是显而易见的。
附图说明
图1是示出说明根据本发明的第一实施例的磁共振成像装置1的结构的结构图。
图2是示出在受检者SU被摄影时依据本发明的第一实施例的操作的流程图。
图3(a)，3(b)和3(c)是示出在依据本发明的第一实施例中准备序列PS的脉冲序列图。
图4是以图形的形式示出依据本发明的第一实施例中在执行准备序列PS之后的时间t19处获得的信号强度和在受检者内移动的各个自旋速度之间关系的模拟结果的图。
图5是示出在依据本发明的第一实施例中被执行的成像序列IS的脉冲序列图。
图6(a)，6(b)和6(c)是示出在依据本发明的第二实施例中准备序列PS的脉冲序列图。
图7是以图形的形式示出依据本发明的第二实施例中在执行准备序列PS之后的时间t19处获得的信号强度和在受检者内移动的各个自旋速度之间关系的模拟结果的图。
图8(a)，6(b)和6(c)是示出在依据本发明的第三实施例中准备序列PS的脉冲序列图。
图9是以图形的形式示出依据本发明的第三实施例中在执行准备序列PS之后的时间t19处获得的信号强度和在受检者内移动的各个自旋速度之间关系的模拟结果的图。
图10(a)，10(b)，10(c)和10(d)是示出在依据本发明的第四实施例中准备序列PS的脉冲序列图。
图11是示出在受检者SU被摄影时依据本发明的第五实施例的操作的流程图。
图12是示出在依据本发明的第五实施例中产生关于受检者的第一图像的操作的流程图。
图13(a)，13(b)，13(c)和13(d)是示出在依据本发明的第五实施例中的第一准备脉冲序列PS1的脉冲序列图。
图14是描绘在依据本发明的第五实施例中产生关于受检者的第二图像的操作的流程图。
图15(a)，15(b)，15(c)和15(d)是示出在依据本发明的第五实施例中的第二准备脉冲序列PS2的脉冲序列图。
图16(a)和16(b)是示出在依据本发明的第六实施例中执行准备序列PS和成像序列IS的方式的图。
具体实施方式
<第一实施例>将解释依据本发明的第一实施例。
(装置构造)
图1是示出磁共振成像装置1的结构的结构图，其表示依据本发明的第一实施例。
如图1中所示，本实施例的磁共振成像装置1具有扫描部分2和操作控制台部分3。磁共振成像装置1执行成像序列，用于获得均从自旋所生成的磁共振信号作为成像数据，以及基于通过执行成像序列而获得的图像数据生成受检者的图像，所述自旋在位于由静磁场形成的成像空间中的受检者处被激励。
在本实施例中，执行成像序列，用于在由静磁场所形成的其对应成像空间B中装下或容纳受检者，所述受检者包含对应于被保持在静止状态的第一自旋和被保持在移动状态中的第二自旋的自旋，所述静止状态在对应于速度0的第一速度处，所述移动状态以不同于第一速度的第二速度移动，以及将各个RF脉冲发射给被容纳在成像空间B中的受检者，从而激励自旋以获得根据激励的自旋所产生的磁共振信号作为成像数据。此后，基于通过图像序列的执行而获得的成像数据产生关于受检者的图像。
将解释扫描部分2。
如图1中所示，扫描部分2具有静磁场磁体单元12、梯度线圈单元13、RF线圈单元或部分14、支架15、RF驱动器22、梯度驱动器23和数据采集单元24。如上所述，扫描部分2执行成像序列IS，用于将RF脉冲发射给受检者SU，以便在由静磁场形成的成像空间B内激励受检者SU中的自旋，以及发射梯度脉冲给RF脉冲已经发射给的受检者SU，从而获得在受检者SU处产生的磁共振信号作为成像数据。连同成像序列IS的执行一起，扫描部分2执行准备(preparation)序列PS，用于将准备脉冲发射给受检者使得在执行成像序列IS之前磁共振信号的强度依据在受检者处移动的自旋速度而不同。具体来说，在执行成像序列之前，执行用于发射准备脉冲给受检者的准备序列，例如使得根据保持在静止状态的第一自旋所产生的磁共振信号和根据保持在移动状态的第二自旋所产生的磁共振信号在信号强度上彼此不同。
尽管其细节将在后面描述，但扫描部分2顺序地将第一RF脉冲、第二RF脉冲、第三RF脉冲和第四RF脉冲分别发射给受检者作为准备序列PS中的准备脉冲。同时，破坏梯度脉冲被发射给受检者，使得分别发射第二、第三RF脉冲的时刻被内插在时基之间。这里，将由梯度脉冲对构成的第一破坏梯度脉冲发射给受检者，使得作为第二RF脉冲的RF脉冲被发射的时刻被内插在时基之间，并且将由梯度脉冲对构成的第二破坏梯度脉冲发射给受检者，使得作为第三RF脉冲的RF脉冲被发射给受检者的时刻被内插在时基之间。在第四RF脉冲的发射和破坏梯度脉冲的发射之后，将抑制(killer)梯度脉冲发射给受检者。
此后，通过被称为例如FIESTA、真FISP、平衡TFE等的SSFP(稳态自由旋进(Steady State Free Precession))型成像方法，扫描部分2执行成像序列IS。
将顺序解释扫描部分2中的相应构造部件。
例如，静磁场磁体单元12为水平磁场型。超导磁体(未显示)形成静磁场，以沿着被放置在成像空间B中的受检者SU的体轴方向(Z方向)伸展，受检者SU被容纳或保持在成像空间B中。随便提及，除了水平磁场型之外，静磁场磁体单元12可以为垂直磁场型。永磁体对可以形成沿其面对的方向的静磁场。
梯度线圈单元13在由静磁场形成的成像空间B中形成梯度磁场，并且将空间位置信息施加或添加给通过RF线圈单元14接收的磁共振信号。这里，梯度线圈单元13包括三套***，该三套***被设置为对应于互相正交的z方向、x方向和y方向的三轴方向，其沿静磁场的方向伸展。这些分别依据设定的成像条件在频率编码方向、相位编码方向和切片选择方向上发射梯度脉冲，从而形成梯度磁场。具体来说，梯度线圈单元13在受检者SU的切片选择方向上施加梯度磁场，并且选择通过RF线圈单元14发射的RF脉冲所激励的受检者SU的切片。梯度线圈单元13在受检者SU的相位编码方向上施加梯度磁场，以及对来自由RF脉冲所激励的切片的磁共振信号进行相位编码。而且梯度线圈单元13在受检者SU的频率编码方向上施加梯度磁场，以及对来自由RF脉冲所激励的切片的磁共振信号进行频率编码。
如图1中所示，RF线圈单元14被设置为围绕受检者SU。RF线圈单元14将对应于电磁波的RF脉冲发射给成像空间B内的受检者SU，所述成像空间B通过静磁场磁体单元12由静磁场形成，从而在受检者SU的成像区域中激励质子(proton)的自旋。RF线圈单元14接收从受检者SU中激励的质子所产生的电磁波作为磁共振信号。
支架15具有受检者SU被放置在其上的底座或台架。支架部分26基于从控制器30供给的控制信号在成像空间B的内侧和外侧之间移动。
RF驱动器22驱动RF线圈单元14，以将RF脉冲发射到成像空间B内，从而形成高频磁场。RF驱动器22基于从控制器30输出的控制信号使用门调制器(gate controller)将从RF振荡器发送的信号调制为具有预定时序和预定包络的信号。此后，RF驱动器22允许RF功率放大器放大由门调制器所调制的信号，并且将该信号输出给RF线圈单元14，并且允许RF线圈单元14发射RF脉冲。
梯度驱动器23基于从控制器30输出的控制信号将梯度脉冲施加到梯度线圈单元13，以驱动梯度线圈单元13，从而在由静磁场形成的成像空间B内产生梯度磁场。梯度驱动器23具有与三***梯度线圈单元13相关联的三***驱动电路(未显示)。
数据采集单元24基于从控制器30输出的控制信号采集通过RF线圈单元14所接收的每个磁共振信号。这里，数据采集单元24利用RF驱动器22的RF振荡器的输出作为参考信号，使用相位检测器对通过RF线圈单元14所接收的磁共振信号进行相位检测。此后，数据采集单元24通过使用A/D转换器将对应于模拟信号的磁共振信号转换为数字信号，并且从那里输出数字信号。
将解释操作控制台部分3。
如图1中所示，操作控制台部分3具有控制器30、图像生成器31、操作单元32、显示器或显示单元33和存储单元34。
将依次描述操作控制台部分3中的相应组成元件。
控制器30具有存储程序的存储器和计算机，该程序允许计算机执行预定的数据处理并且控制器30分别控制各部件。这里，控制器30输入从操作单元32送来的操作数据，并且基于从操作单元32输入的操作数据分别输出控制信号给RF驱动器22、梯度驱动器23和数据采集单元24，从而执行预定扫描。同时，控制器30输出控制信号给图像生成器31、显示单元33和存储单元34，以实施对相应部件的控制。
图像生成器31具有计算机和存储使用计算机执行预定数据处理的程序的存储器。基于从控制器30供给的控制信号，图像生成器31执行数据处理以产生各个图像。这里，图像生成器31使用通过由扫描部分2扫描而获得的磁共振信号作为原始数据，进而重建关于受检者SU的图像。然后，图像生成器31输出各个产生的图像给显示单元33。
操作单元32由操作设备构成，例如键盘、定点设备等。操作单元32输入来自操作者的操作数据，并且将该操作数据输出给控制器30。
显示单元33由例如CRT的显示设备构成，并且基于从控制器30输出的控制信号将各个图像显示在其显示屏幕上。例如，显示单元33以多种形式在显示屏幕上显示关于输入项目的图像，操作者将操作数据输入给操作单元32。另外，显示单元33接收关于受检者SU的各个图像的数据，所述数据基于来自受检者SU的磁共振信号由图像生成器31产生，并且显示该图像在显示屏幕上。
存储单元34包括存储器并且在其中存储各种数据。在存储单元34中，按照需要由控制器30访问存储的数据。
(操作)
下面将解释在使用示出本发明的上述实施例的磁共振成像装置1对受检者SU拍照时所采取的操作。
图2是示出在受检者SU被拍照时依据本发明的第一实施例中的操作的流程图。
如图2中所示，执行准备序列PS(S11)。
这里，扫描部分2实施准备序列PS。
图3是示出依据本发明的第一实施例中的准备程序PS的脉冲序列图。
在图3中，(a)指示RF脉冲RF被发射的时基，(b)指示作为梯度脉冲发射破坏梯度脉冲Gcrush的时基，以及(c)指示作为梯度脉冲发射各个抑制梯度脉冲Gkill的时基。在相应的(a)、(b)和(c)处，水平轴指示时间t，垂直轴指示脉冲强度。这里，Gcrush和Gkill分别为切片选择方向、相位编码方向和频率编码方向中的至少一个轴向。在下面的说明中，时间积分值对应于由脉冲强度和时间t所定义的积分值。
如图3(a)、3(b)和3(c)中所示，在执行准备序列PS时，扫描部分2发射第一RF脉冲RF1、第二RF脉冲RF2、第三RF脉冲RF3、第四RF脉冲RF4、第一破坏梯度脉冲Gc1、第二破坏梯度脉冲Gc2和抑制脉冲Gk给受检者SU作为准备脉冲。
至于在准备序列PS中采用的准备脉冲，第一RF脉冲RF1、第二RF脉冲RF2、第三RF脉冲RF3和第四RF脉冲RF4被顺序地发射给受检者作为矩形脉冲，如图3(a)中所示。也就是，在其间留下的时间间隔处，对应于第一RF脉冲RF1、第二RF脉冲RF2、第三RF脉冲RF3和第四RF脉冲RF4的四个脉冲被分别顺序地发射给受检者，以翻转受检者中的自旋。
这里，扫描部分2以图3(a)中所示的方式发射第一RF脉冲RF1和第四RF脉冲RF4，它们在相位上彼此相等，翻转角度的绝对值相同，但它们的符号彼此相反。扫描部分2发射第一RF脉冲RF1和第四RF脉冲RF4，使得它们的相位在同一x方向，它们的翻转角的绝对值为90°并且相同，并且它们符号彼此相反。也就是说，第一RF脉冲RF1被发射为90°x脉冲，而第四RF脉冲RF4被发射为-90°x脉冲。
具体来说，发射第一RF脉冲RF1，使得受检者的各个自旋沿yz平面以90°翻转角被翻转，所述yz平面包括由静磁场形成的z方向和正交于z方向的y方向。也就是，受检者的自旋是以x方向为中心轴旋转90°。第四RF脉冲RF4以-90°的翻转角被发射，使得受检者的自旋沿yz平面以对应于与第一翻转角相同的绝对值的90°被翻转，并且在与由第一RF脉冲RF1的发射翻转的自旋的方向相反的方向。也就是，受检者的自旋是以x方向为中心轴旋转-90°。
扫描部分2发射第二RF脉冲RF2和第三RF脉冲RF3，使得它们的相位分别正交于第一RF脉冲RF1和第四RF脉冲RF4的相位，如图3(a)中所示。这里，发射第二RF脉冲RF2和第三RF脉冲RF3，以使它们翻转角的绝对值互相一致。扫描部分2发射第二RF脉冲RF2和第三RF脉冲RF3，以使它们翻转角的绝对值达到对应于y方向的90°，其中它们的相位与第一RF脉冲RF1和第四RF脉冲RF4的相位是正交的，如图3(a)中所示。也就是，第二RF脉冲RF2被发射为90°y脉冲，而第三RF脉冲RF3被发射为90°y脉冲。
具体来说，发射第二RF脉冲RF2以使各个自旋以90°翻转角沿xz平面被翻转，所述xz平面沿由静磁场形成的z方向和正交于z、y方向的x方向延伸。也就是，受检者的自旋是以y方向为中心轴旋转90°。同时，发射第三RF脉冲RF3，以使自旋沿xz平面以90°翻转角被翻转。也就是，受检者的自旋是以y方向为中心轴旋转90°。
向受检者分别顺序发射上述第一RF脉冲RF1、第二RF脉冲RF2、第三RF脉冲RF3和第四RF脉冲RF4，使得如图3(a)所示，在时间中心点tr2和时间中心点tr3之间的第二时间间隔τ2两倍于第一时间间隔τ1，发射第二RF脉冲RF2的时间中心点tr2在时间t13和t14之间，发射第三RF脉冲RF3的时间中心点tr在时间t15和t16之间，第一时间间隔τ1在时间中心点tr1和时间中心点tr2之间，发射第一RF脉冲RF1的时间中心点tr1在时间t11和t12之间，发射第二RF脉冲RF2的时间中心点tr2在时间t13和t14之间，进而第三时间间隔τ3变得与第一时间间隔τ1一致，第三时间间隔τ3在时间中心点tr3和时间中心点tr4之间，发射第三RF脉冲RF3的时间中心点tr3在时间t15和t16之间，发射第四RF脉冲RF4的时间中心点tr4在时间t17和t18之间。
至于如图3(b)中所示对应于在准备序列PS中所采用的准备脉冲的第一破坏梯度脉冲Gc1和第二破坏梯度脉冲Gc2，它们被发射给受检者作为梯度脉冲对Gc1a和Gc1b、Gc2a和Gc2b，以使第二RF脉冲RF2和第三RF脉冲RF3被分别发射的时间点tr2和tr3在时基t上被分别***到其中。
在分别作为第一破坏梯度脉冲Gc1和第二破坏梯度脉冲Gc2发射的多个梯度脉冲Gc1a、Gc1b、Gc2a和Gc2b中，在第一RF脉冲RF1和第二RF脉冲RF2之间发射的梯度脉冲Gc1a和在第三RF脉冲RF3和第四RF脉冲RF4之间发射的梯度脉冲Gc2b相对于彼此被设定为相同的第一时间积分值D1。同时，在分别作为第二RF脉冲RF2和第三RF脉冲RF3发射的多个RF脉冲之间发射的梯度脉冲Gc1b和Gc2a分别被设定为第二时间积分值D2，所述第二时间积分值D2等于第一时间积分值D1的两倍。
也就是，如图3(b)中所示，在梯度脉冲Gc1a的时间积分值被假定为D1a、梯度脉冲Gc1b的时间积分值被假定为D1b、梯度脉冲Gc2a的时间积分值被假定为D2a和梯度脉冲Gc2b的时间积分值被假定为D2b时，相应的梯度脉冲Gc1a、Gc1b、Gc2a和Gc2b作为第一破坏梯度脉冲Gc1和第二破坏梯度脉冲Gc2发射，使得建立下面的方程(1)：
2*D1a＝D1b+D2a＝2*D2b……(1)
在本实施例中，发射相应的梯度脉冲Gc1a、Gc1b、Gc2a和Gc2b，使得它们的时间积分值变得相互一致。也就是，构成第一破坏梯度脉冲Gc1的梯度脉冲对Gc1a及Gc1b和构成第二破坏梯度脉冲Gc2的梯度脉冲对Gc2a及Gc2b被发射，使得它们在时间积分值和极性上相同。也就是，将D1a、D1b、D2a、D2b全部设定为相同。
如图3(b)中所示的，构成第一破坏梯度脉冲Gc1的梯度脉冲对Gc1a及Gc1b被发射，以使它们被对称排布在时基t处，发射第二RF脉冲RF2的时间t13和t14之间的时间点tr2被定义为或当作中心轴。构成第一破坏梯度脉冲Gc1的梯度脉冲对Gc1a及Gc1b的梯度脉冲Gc1a被发射，以使梯度脉冲Gc1a首先被发射的在时间t12和t13之间的时间中心点t1a对应于在时间中心点tr1和时间中心点tr2之间的第一时间间隔τ1的时间中心点，发射第一RF脉冲RF1的所述时间中心点tr1被设定在时间t11和t12之间，发射第二RF脉冲RF2的所述时间中心点tr2被设定在时间t13和t14之间。
如图3(b)中所示，构成第二破坏梯度脉冲Gc2的梯度脉冲对Gc2a及Gc2b被发射，以使它们被对称排布在时基t处，发射第三RF脉冲RF3的时间t15和t16之间的时间点tr3被定义为或当作中心轴。构成第二破坏梯度脉冲Gc2的梯度脉冲对Gc2a及Gc2b的梯度脉冲Gc2b被发射，以使随后发射梯度脉冲Gc2b的时间t16和t17之间的时间中心点t2b对应于在时间中心点tr3和时间中心点tr4之间的第三时间间隔τ3的时间中心点，发射第三RF脉冲RF3的所述时间中心点tr3被设定在时间t15和t16之间，发射第四RF脉冲RF4的所述时间中心点tr4被设定在时间t17和t18之间。
在本实施例中，由梯度脉冲对Gc1a及Gc1b构成的第一破坏梯度脉冲Gc1被发射给受检者，发射第二RF脉冲RF的时间中心点tr2在时基t被***到其中，以及由梯度脉冲对Gc2a及Gc2b构成的第二破坏梯度脉冲Gc2被发射给受检者，发射第三RF脉冲RF3的时间中心点tr3在时基t被***到其中，使得通过第一RF脉冲RF1、第二RF脉冲RF2和第三RF脉冲RF3的发射使第二自旋回波信号SE22的相位相对于第一自旋回波SE21的相位发生偏移，所述第二自旋回波信号SE22根据保持在移动状态中的第二自旋而产生，所述第一自旋回波SE21根据保持在静止状态中的第一自旋而产生，以及第二模拟回波信号STE2的相位相对于第一模拟回波信号STE1的相位发生偏移，所述第二模拟回波信号STE2根据保持在移动状态中的第二自旋而产生，所述第一模拟回波信号STE1根据保持在静止状态中的第一自旋而产生。
这里，在时间间隔(τ1*2)从发射第一RF脉冲RF1的时间t11和t12之间的时间中心点tr1消逝时，在时间点tv处通过第一RF脉冲RF1和第二RF脉冲RF2的发射，产生自旋回波信号SE1，时间间隔(τ1*2)等于在时间中心点tr1和时间中心点tr2之间的第一时间间隔τ1的两倍，发射第一RF脉冲RF1的所述时间中心点tr1被设定在时间t11和t12之间，发射第二RF脉冲RF2的所述时间中心点tr2被设定在时间t13和t14之间。
此后，由于自旋回波信号SE1通过第三RF脉冲RF3被重新聚焦，在时间间隔(τ1*4)从发射第一RF脉冲RF1的时间t11和t12之间的时间中心点tr1消逝时，在时间点tr4处产生另一自旋回波信号SE2，所述时间间隔(τ1*4)等于在时间中心点tr1和时间中心点tr2之间的第一时间间隔τ1的四倍，发射第一RF脉冲RF1的所述时间中心点tr1被设定在时间t11和t12之间，以及发射第二RF脉冲RF2的所述时间中心点tr2被设定在时间t13和t14之间。也就是，在发射第四RF脉冲RF4的时间t17和t18之间的时间中心点tr4处产生自旋回波信号SE2。
此时，根据保持在移动状态中的第二自旋所产生的自旋回波信号SE22被构成第一破坏梯度脉冲Gc1的梯度脉冲对Gc1a及Gc1b和构成第二破坏梯度脉冲Gc2的梯度脉冲对Gc2a及Gc2b在相位上偏移，而根据保持在静止状态中的第一自旋所产生的自旋回波信号SE21在相位上没有被偏移。因此，自旋回波信号SE22导致根据保持在移动状态中的第二自旋所产生的自旋回波信号SE22的相位相对于根据保持在静止状态中的第一自旋所产生的自旋回波信号SE21的相位被偏移的状态。因此，由于自旋回波信号SE2在相位上依据保持在移动状态中的第二自旋移动的速度被偏移，因此它具有相位。
另一方面，模拟回波信号STE通过第一RF脉冲RF1、第二RF脉冲RF2和第三RF脉冲RF3的发射在产生自旋回波信号SE2的时间点tr4处被产生。
此时，根据保持在移动状态中的第二自旋而产生的模拟回波信号STE2被构成第一破坏梯度脉冲Gc1的梯度脉冲对Gc1a及Gc1b的前面发射的梯度脉冲Gc1a和构成第二破坏梯度脉冲Gc2的梯度脉冲对Gc2a及Gc2b的随后发射的梯度脉冲Gc2b在相位上偏移，而根据保持在静止状态中的第一自旋所产生的模拟回波信号STE1在相位上没有被偏移。因此，模拟回波信号STE2进入根据保持在移动状态中的第二自旋所产生的模拟回波信号STE2的相位相对于根据保持在静止状态中的第一自旋所产生的模拟回波信号STE1的相位被偏移的状态。因此，由于模拟回波信号STE在相位上依据保持在移动状态中的第二自旋的移动速度被偏移，因此它具有相位。
，在如图3(c)中所示第四RF脉冲RF4已经被发射并且如上所述分别由梯度脉冲对Gc1a和Gc1b、Gc2a和Gc2b构成的破坏梯度脉冲Gc1、Gc2已经被发射后，抑制梯度脉冲Gk被发射给受检者。也就是，抑制梯度脉冲Gk被发射给受检者，使得从在第二破坏梯度脉冲Gc2的发射和第四RF梯度脉冲RF4的发射之后的时间点t18到自时间点t18开始消逝了预定时间间隔的时间点t19，产生导致各个自旋的横向磁化消失的梯度磁场。
图4是以图形的形式示出了在本发明的第一实施例中在执行准备序列PS之后的时间点t19处获得的信号强度和在受检者内移动的各个自旋的速度之间关系的模拟结果。
图4中，分别地，水平轴表示自旋移动的速度v(*100cm/s)，垂直轴表示信号强度I。顺便提及，在发射梯度脉冲Gc1a的时间中心点t1a处通过Gcrush轴原点的自旋磁化在Gcrush轴上以恒速线性运动在图3中所示的准备序列PS中移动。假定在发射梯度脉冲Gc1b的时间中心点t1b处，由梯度脉冲Gc1b引起的相位为π，则在自旋磁化以100cm/s的速度移动时实施模拟。这里，其表示在信号强度为1时，完美地将磁化带入热平衡状态，并且不考虑T2衰减。
在如图4中所示的本实施例中，各个获得的信号强度依据在受检者内移动的各个自旋的速度改变。具体来说，速度为零且保持在静止状态中的第一自旋带来如图4中所示的大约0.8的信号强度。例如，速度为100cm/s的第二自旋带来大约-0.2的信号强度。
将解释这种现象。如上所述，各个保持在移动状态中、对应于自旋回波信号SE2和在时间中心点tr4(参见图3)处生成的模拟回波信号STE的第二自旋的相位依据它们的移动速度被偏移，发射第四RF脉冲RF4的所述时间中心点tr4在时间t17和t18之间。因此，由于自旋回波信号SE2的相位θSE2和模拟回波信号STE的θSTE在它们的移动速度不同时互相抵消，其影响被施加在各个信号强度上。因此，所获得的信号强度依据在受检者内移动的各个自旋的速度而不同，如图4中所示。
接下来，执行成像序列IS，如图2中所示(S21)。
这里，扫描部分2通过SSFP型成像方法执行成像序列IS。
图5是示出在依据本发明的第一实施例中执行的成像序列IS的脉冲序列图。
在图5中，RF表示发射RF脉冲的时基，Gsclice表示在切片选择编码方向发射梯度脉冲的时基，Gread表示在读取方向发射梯度脉冲的时基以及Gwarp表示在相位编码方向发射梯度脉冲的时基。在相应的RF、Gsclice、Gread和Gwarp中，水平轴表示时间t，垂直轴表示脉冲强度。
在执行如图5中所示的成像序列IS时，RF脉冲被反复发射给受检者SU。这里，扫描部分2在重复时间TR发射相应的RF脉冲RF给受检者SU，使得受检者SU中的各个自旋的纵向磁化及其中的横向磁化分别达到稳态。
同时，切片选择梯度脉冲Gs、相位编码梯度脉冲Gr、频率编码梯度脉冲在重复时间TR内作为梯度脉冲被发射给受检者SU，所述薄片选择梯度脉冲Gs用于选择作为成像区域的受检者SU的切片，其通过对应的RF脉冲RF激励，所述相位编码梯度脉冲Gr用于对在通过RF脉冲激励的切片处产生的磁共振信号进行相位编码，所述频率编码梯度脉冲用于对在通过RF脉冲激励的切片处产生的磁共振信号进行频率编码。这里，切片选择梯度脉冲、相位编码梯度脉冲、频率编码梯度脉冲被发射给受检者SU，以使在重复时间TR内的时间积分值变为零。也就是，如图5中所示，在采集各个磁共振信号作为成像数据之后，横向磁化在重复时间TR内被反绕(rewind)，并且重置通过其对应的梯度场编码的相位。
接下来，确定是否采集了对应于k空间的所有成像数据(S22)，如图2中所示。
这里，控制器30确定是否采集了对应于k空间的所有成像数据。
在没有采集对应于K空间的所有成像数据时(No)，再次顺序进行准备序列PS的执行(S11)和成像序列IS的执行(S21)，如图2中所示。也就是，准备序列PS的执行(S11)和成像序列IS的执行(S21)重复进行，从而采集图像数据，直至k空间被完全填充。
另一方面，在所有成像数据被采集以对应于k空间时(Yes)，如图2中所示实施各个图像的产生(S31)。
这里，扫描部分2将通过执行成像序列IS而获得的成像数据设定为原始数据，并且图像生成器31重建关于受检者SU的各个图像。
在本实施例中，在已经如上所述执行准备序列PS之后，依据在受检者内移动的各个自旋的速度所获得的各个信号强度不相同(参见图4)。因此，保持在静止状态中的各个自旋具有大纵向磁化。例如，以100cm/s的速度移动的保持在移动状态中的各个自旋的纵向磁化变小。因此，在其间具有大的差别。从而，，在基于在执行准备序列PS之后通过执行成像序列IS而获得的成像数据进行图像重建的图像处，产生将保持在静止状态的部分和保持在移动状态中的部分之间设置为高对比度的图像。具体而言，产生MRA图像，其中自旋处于静止状态的器官部分和自旋处于移动状态的血液部分的对比度高。
接下来，如图2(S41)中所示，该图像被显示。
这里，显示单元33从图像生成器31接收关于受检者SU的各个图像，并且在其显示屏幕上显示该图像。
在如上所述的本实施例中，在执行成像序列IS之前，执行准备序列PS，准备序列PS用于传送准备脉冲给受检者，以使依据在受检者内移动的各个自旋的速度获得的各个磁共振信号的信号强度不同。这里，第一RF脉冲RF1、第二RF脉冲RF2、第三RF脉冲RF3和第四RF脉冲RF4作为准备脉冲被分别顺序发射给受检者。同时，破坏梯度脉冲Gc1、Gc2被分别发射给受检者，以使分别发射第二RF脉冲RF2和第三RF脉冲RF3的时间点tr2、tr3被***在时基t处。在第四RF脉冲RF4发射之后，在破坏梯度脉冲Gc1、Gc2已经被发射之后，将抑制梯度脉冲Gk发射给受检者。从而，在如上所述的准备序列PS执行之后，依赖于在受检者内移动的各个自旋的速度而获得的信号强度不同。因此，在基于在准备序列PS执行之后通过执行成像序列IS而获得的成像数据进行图像重建的图像处，产生依赖于各个自旋的移动速度在照度上不同的图像。
从而，本实施例能够在受检者SU处获得强调以预定的移动速度移动的各个部分的图像。例如，可以产生在自旋处于静止状态的器官部分和自旋处于移动状态的血液部分之间的高对比度的MRA图像。这是因为基于在Gcrush方向移动的各个自旋的磁化的模拟回波信号和自旋回波信号的相位移量由破坏梯度脉冲Gc1和Gc2改变，并且降低了信号强度，以便生成流动空隙。
此外，由于所提供的施加各个准备脉冲的时间较短，因此，本实施例可用于各种用途。
在本实施例中，第一RF脉冲RF1和第四RF脉冲RF4作为90°x脉冲和-90°x脉冲被发射。从而，可以保持处于静止状态的各个自旋的磁化，并且处于移动状态的各个自旋的磁化可以被分布到从0或更小到1的强度范围中。因此可能的是，依赖于自旋的移动速度产生高对比度的图像。
因此，本实施例能够增强一般通用性而无需使用造影剂并提高了图像质量。
<第二实施例>
在下面将解释依据本发明的第二实施例。
图6是示出在依据本发明的第二实施例中执行的准备序列PS的脉冲序列图。
在图6中，(a)表示发射RF脉冲RF的时基，(b)表示作为梯度脉冲发射破坏梯度脉冲Gcrush的时基，以及(c)表示作为梯度脉冲发射各个抑制梯度脉冲Gkill的时基。在相应的(a)、(b)和(c)处，分别地，水平轴表示时间t，垂直轴表示脉冲强度。这里，Gcrush和Gkill分别处于切片选择方向、相位编码方向和频率编码方向中的至少一个轴向。
如图6中所示，本实施例与第一实施例的不同之处在于在对受检者SU进行拍照时所执行的准备序列PS。除了这点，本实施例类似于第一实施例。从而，将省略对重复部分或点的解释。
如图6(a)、6(b)和6(c)所示，情况下，扫描部分2在执行准备脉冲PS时以类似于第一实施例的方式发射第一RF脉冲RF1、第二RF脉冲RF2、第三RF脉冲RF3、第四RF脉冲RF4、第一破坏梯度脉冲Gc1、第二破坏梯度脉冲Gc2和抑制脉冲Gk给受检者SU作为准备脉冲。
然而，在与第一实施例不同的本实施例中，如图6(a)中所示，包含180°脉冲的多个RF脉冲RF21和RF22作为第二RF脉冲RF2被发射，并且包含180°脉冲的多个RF脉冲RF31和RF32作为第三RF脉冲RF3被发射。
这里，分别作为第二RF脉冲RF2、第三RF脉冲RF3发射的该多个RF脉冲RF21、RF22、RF31和RF33被发射，使得它们的相位相互一致、它们的翻转角的绝对值相同的并且它们的符号是相反的。
在本实施例中，除了180°脉冲的α°脉冲RF21和RF31以及180°脉冲RF22和RF32被顺序发射为多个RF脉冲RF21、RF22、RF31和RF32，分别被发射用于第二RF脉冲RF2和第三RF脉冲RF3。
具体来说，作为发射为第二RF脉冲RF2的多个RF脉冲RF21和RF22，如图6(a)中所示，其翻转角的绝对值为90°、其符号为正且其相位处于y方向的90°y脉冲作为第一α°脉冲RF21被发射，并且其翻转角的绝对值为180°、其符号为正且其相位处于该y方向的180°y脉冲作为第一180°脉冲RF22被发射。也就是，作为发射为第二RF脉冲RF2的多个RF脉冲RF21和RF22，第一α°脉冲RF21和不同于180°脉冲的第一180°脉冲RF22沿xz平面被发射，以致于各个自旋被翻转。
作为发射为第三RF脉冲RF3的多个RF脉冲RF31和RF32，如图6(a)中所示，其翻转角的绝对值为90°、其符号为负且其相位处于y方向的-90°y脉冲作为第二α°脉冲RF31被发射，并且其翻转角的绝对值为180°、其符号为负且其相位处于y方向的-180°y脉冲作为第二180°脉冲RF32被发射。也就是，作为发射为第三RF脉冲RF3的多个RF脉冲RF31和RF32，翻转角与第一α°脉冲RF21相同的第二α°脉冲RF31和不同于180°脉冲的第二180°脉冲RF32沿xz平面在与各个自旋通过第二RF脉冲RF2的发射被翻转的方向相反的方向上被发射，以致于各个自旋被翻转。
这里，如图6(a)中所示，第一RF脉冲RF1和用作第二RF脉冲RF2的第一α°脉冲RF21和第一180°脉冲RF22分别被顺序发射给受检者，使得第五时间间隔τ5变得两倍于第四时间间隔τ4，所述第五时间间隔τ5在发射第一α°脉冲RF21的时间t13和t131之间的时间中心点tr21和发射第一180°脉冲RF22的时间t140和t14之间的时间中心点tr22之间，所述第四时间间隔τ4在发射第一RF脉冲RF1的时间t11和t12之间的时间中心点tr1和发射第一α°脉冲RF21的时间t13和t131之间的时间中心点tr21之间。用作第三RF脉冲RF3的第二α°脉冲RF31和第二180°脉冲RF32和第四RF脉冲RF4分别被顺序发射给受检者，使得第六时间间隔τ6等于两倍的第四时间间隔τ4、第七时间间隔τ7等于两倍的第四时间间隔τ4并且第八时间间隔τ8变得与第四时间间隔τ4相同，所述第六时间间隔τ6在发射第一180°脉冲RF22的时间t140和t14之间的时间中心点tr22和发射第二α°脉冲RF31的时间t15和t151之间的时间中心点tr31之间，第七时间间隔τ7在设定在发射第二α°脉冲RF31的时间t15和t151之间的时间中心点tr31和设定在发射第二180°脉冲RF32的时间t160和t16之间的时间中心点tr32之间，第八时间间隔τ8在设定在发射第二180°脉冲RF32的时间t160和t16之间的时间中心点tr32和设定在发射第四RF脉冲RF4的时间t17和t18之间的时间中心点tr4之间。
在如图6(b)中所示的本实施例中，在准备序列PS中被用作准备脉冲的第一破坏梯度脉冲Gc1和第二破坏梯度脉冲Gc2作为梯度脉冲对Gc11a、Gc11b、Gc12a和Gc12b及Gc21a、Gc21b、Gc22a和Gc22b以类似于第一实施例的方式被发射给受检者，使得第二RF脉冲RF2和第三RF脉冲RF3被分别发射的时间点tr2和tr3被***时基t。
具体而言，在梯度脉冲Gc11a的时间积分值、梯度脉冲Gc11b的时间积分值、梯度脉冲Gc12a的时间积分值、梯度脉冲Gc12b的时间积分值、梯度脉冲Gc21a的时间积分值、梯度脉冲Gc21b的时间积分值、梯度脉冲Gc22a的时间积分值、梯度脉冲Gc22b的时间积分值被分别假定为D11a、D11b、D12a、D12b、D21a、D21b、D22a和D22b时，相应的梯度脉冲Gc11a、Gc11b、Gc12a、Gc12b、Gc21a、Gc21b、Gc22a和Gc22b被作为第一破坏梯度脉冲Gc1和第二破坏梯度脉冲Gc2发射，使得建立下面的方程式(2)：
2*D11a＝D11b+D12a＝D12b+D21a＝D21b+D22a＝2*D22b……(2)
在本实施例中，如图6(b)中所示，构成第一破坏梯度脉冲Gc1的相应梯度脉冲对Gc11a、Gc11b、Gc12a及Gc12b和构成第二破坏梯度脉冲Gc2的相应梯度脉冲对Gc21a、Gc21b、Gc22a及Gc22b被发射，使得它们在时间积分值和极性上分别一致。也就是，D11a、D11b、D12a、D12b、D21a、D21b、D22a和D22b被设定为相互一致。
这里，如图6(b)所示，构成第一破坏梯度脉冲Gc1的梯度脉冲对Gc11a、Gc11b、Gc12a及Gc12b被分别发射，使得它们被对称排列在时基t处，其中发射第二RF脉冲RF2的时间t13和t14之间的时间点tr2被定义为中心轴。也就是，顺序发射梯度脉冲对Gc11a和Gc11b，使得它们被对称排列，其中为第二RF脉冲RF2发射的第一α°脉冲RF21的设定在时间t13和t131之间的时间中心点tr21在时基处被***其间。顺序发射梯度脉冲对Gc12a和Gc12b，使得它们被对称排列，其中发射第一180°脉冲RF22的设定在时间t140和t14之间的时间中心点tr22在时基处被***其间。
如图6(b)所示，构成第二破坏梯度脉冲Gc2的梯度脉冲对Gc21a、Gc21b、Gc22a及Gc22b被分别发射，使得它们被对称排列在时基t处，其中发射第三RF脉冲RF3的时间t15和t16之间的时间点tr3被定义为中心轴。也就是，顺序发射梯度脉冲对Gc21a和Gc21b，使得它们被对称排列，其中为第三RF脉冲RF3发射第二α°脉冲RF31的设定在时间t15和t151之间的时间中心点tr31在时基处被***其间。顺序发射梯度脉冲对Gc22a和Gc22b，使得它们被对称排列，其中发射第二180°脉冲RF32的设定在时间t160和t16之间的时间中心点tr32在时基处被***其间。
图7是以图形的形式示出在依据本发明的第二实施例中在执行准备序列PS之后的时间t19处获得的信号强度和在受检者内移动的各个自旋的速度之间的关系的模拟结果的图。
在图7中，水平轴表示各个自旋移动的速度v(*100cm/s)，垂直轴表示信号强度I。以类似于第一实施例的方式执行模拟。
在如图7中所示的本实施例中，以类似于第一实施例的方式，各个获得的信号强度依据在受检者内移动的各个自旋的速度而不同。具体来说，如图7中所示，速度为零的保持在静止状态中的第一自旋带来大约1.0的信号强度。速度为85cm/s的第二自旋例如带来大约-0.1的信号强度。
在如上所述的本实施例中，作为第二RF脉冲RF2发射包含180°脉冲的多个RF脉冲RF1和RF22。作为第三RF脉冲RF3发射包含180°脉冲的多个RF脉冲RF31和RF32。因此，本实施例能够以类似于第一实施例的方式受检者SU处获得其中强调以预定的移动速度移动的各个部分的图像。例如，可以产生自旋处于静止状态的器官部分和自旋处于移动状态的血液部分之间的高对比度的MRA图像。
具体在本实施例中，关于速度为零的保持在静止状态中的各个自旋的磁化，自旋回波信号和模拟回波信号通过180°y脉冲重新被精确聚焦。因此，由于获得的其信号强度为大约1.0，因此与第一实施例相比较，本实施例容易产生高照度的图像。
因此，以类似于第一实施例的方式，本实施例能够增强一般通用性而无需使用造影剂，并且能够提高图像质量。
<第三实施例>
在下面将介绍依据本发明的第三实施例。
图8是示出在依据本发明的第三实施例中准备序列PS的脉冲序列图。
在图8中，(a)表示发射RF脉冲RF的时基，(b)表示作为梯度脉冲发射破坏梯度脉冲Gcrush的时基，以及(c)表示作为梯度脉冲发射各个抑制梯度脉冲Gkill的时基。在相应的(a)、(b)和(c)处，分别地，水平轴表示时间t，垂直轴表示脉冲强度。这里，Gcrush和Gkill分别是切片选择方向、相位编码方向和频率编码方向中的至少一个轴向。
如图8中所示，本实施例与第二实施例的不同在于在给受检者SU拍照时所执行的准备序列PS中的第一α°脉冲RF21和第二α°脉冲RF31的翻转角的绝对值。除了这点之外，本实施例与第二实施例类似。从而，将省略对重复部分或点的解释。
在本实施例中，不同于第二实施例，第一α°脉冲RF21和第二α°脉冲RF31的翻转角的绝对值被设定为120°，如图8(a)中所示。也就是，第一α°脉冲RF21被发射为120°y脉冲，以及第二α°脉冲RF31被发射为-120°y脉冲。
图9是以图形的形式示出依据本发明的第三实施例中在执行准备序列PS之后的时间点t19处获得的信号强度和在受检者内移动的各个自旋的速度之间的关系的模拟结果的图。
图9中，水平轴表示各个自旋移动的速度v(*100cm/s)，垂直轴表示信号强度I。以类似于第一实施例的方式执行模拟。
在如图9中所示的本实施例中，以类似于第二实施例的方式，各个获得的信号强度依据在受检者内移动的各个自旋的速度而不同。具体而言，如图9中所示，速度为零的保持在静止状态中的第一自旋带来大约1.0的信号强度。速度为75cm/s的第二自旋例如带来大约0.3的信号强度。
在如上所述的本实施例中，包含180°脉冲的多个RF脉冲RF1和RF22作为第二RF脉冲RF2被发射。包含180°脉冲的多个RF脉冲RF31和RF32作为第三RF脉冲RF3被发射。具体地，由于第一α°脉冲RF21和第二α°脉冲RF31的翻转角的绝对值分别被设定为120°，所以可以增加模拟回波信号的生成数量，从而可能增强破坏梯度脉冲Gc1和Gc2的影响。
从而，以类似于第二实施例的方式，本实施例无需使用造影剂就能够增强一般通用性，并且能够提高图像质量。
<第四实施例>
在下面将介绍依据本发明的第四实施例。
图10是示出在依据本发明的第四实施例中准备序列PS的脉冲序列图。
在图10中，(a)表示发射RF脉冲RF的时基，(b)表示作为梯度脉冲发射破坏梯度脉冲Gcrush的时基，(c)表示作为梯度脉冲发射抑制梯度脉冲Gkill的时基以及(d)表示作为梯度脉冲发射各个速度编码梯度脉冲Gvenc的时基。在相应的(a)、(b)、(c)和(d)处，水平轴表示时间t，垂直轴表示脉冲强度。这里，Gcrush、Gkill和Gvenc分别是切片选择方向、相位编码方向和频率编码方向中的至少一个轴向。
如图10中所示，本实施例不同于第三实施例，并且在对受检者SU拍照时所执行的准备序列PS中发射速度编码梯度脉冲Gvenc。除了这点之外，本实施例类似于第三实施例。从而，将省略对重复部分或点的解释。
扫描部分2作为准备脉冲发射速度编码梯度脉冲Gvenc，从而依据其速度偏移在受检者中移动的自旋的相位，以使其相位彼此不同。也就是，作为准备脉冲发射速度编码梯度脉冲，使得保持在静止状态的具有对应于0速度的第一速度的各个自旋的相位和保持在移动状态的以不同于第一速度的第二速度移动的各个自旋的相位从彼此偏移。
这里，发射速度编码梯度脉冲Gvenc，使得其采取在关于速度编码梯度脉冲Gvenc被发射的时间点tv的时基t上极性彼此相反的梯度脉冲对。
在如上所述的本实施例中，发射速度编码梯度脉冲Gvenc。因此，依据其速度可以偏移在受检者内移动的自旋的相位，以使它们相互不同。从而，本实施例能够更有效地获得强调其中以预定移动速度在受检者SU内移动的各个部分的图像。也就是，在多轴向中可以产生流动空隙，以及可以实施具有定量特性的流动扰相(spoiling)。
因此，以类似于第三实施例的方式，本实施例无需使用造影剂就能够增强一般通用性，并且能够提高图像质量。
<第五实施例>
下面将介绍依据本发明的第三实施例。
在本实施例中，扫描部分2获得或采集通过在第一准备脉冲序列PS 1已经被作为准备序列PS实施后执行成像序列IS而产生的各个磁共振信号作为第一成像数据。同时，除了没有发射破坏梯度脉冲Gc1、Gc2和速度编码梯度脉冲Gvenc并且第二RF脉冲RF2和第三RF脉冲RF3的翻转角彼此不同之外，扫描部分2获得通过在执行第二准备脉冲序列PS2之后执行成像序列IS而产生的各个磁共振信号作为第二成像数据，执行第二准备脉冲序列PS2用于发射与用于第一准备脉冲序列PS1的那些相同的准备脉冲。
图像生成器31基于第一成像数据产生第一图像。图像生成器31基于第二成像数据产生第二图像。此后，通过在所产生的第一和第二图像之间进行区分而产生的差异图像被当作是受检者的图像。
除了上面之外，本实施例类似于第四实施例。因此，将省略重复部分的解释。
图11是示出在受检者SU被摄影时依据本发明的第五实施例的操作的流程图。
如图11中所示，产生受检者的第一图像(S111)。
图12是示出在依据本发明的第五实施例中产生受检者的第一图像的操作的流程图。
如图12中所示，首先实施第一准备脉冲序列PS1的执行(S11a)。
这里，扫描部分2执行第一准备脉冲序列PS1。
图13是示出在依据本发明的第五实施例中的第一准备脉冲序列PS1的脉冲序列图。
在图13中，(a)表示发射RF脉冲RF的时基，(b)、(c)和(d)分别表示发射梯度脉冲的多个轴向G1、G2和G3中的时基。分别地，水平轴表示时间t，垂直轴表示脉冲强度。这里，G1、G2和G3的每一个表示发射梯度脉冲的轴向，并且对应于切片选择方向、相位编码方向和频率编码方向中的任意一个。
在如图13(a)、13(b)、13(c)和13(d)中所示的本实施例中，不同于在第四实施例中执行的准备序列PS，在多轴向G2和G3发射第一破坏梯度脉冲Gc1和第二破坏梯度脉冲Gc2。另外，在多轴向G1、G2和G3发射速度编码梯度脉冲Gvenc。除了这点之外，本实施例中的准备脉冲序列类似于在第四实施例中所执行的准备序列PS。
在本实施例中，如图13(b)、13(c)和13(d)中所示，以类似于第四实施例中的方式，作为速度编码梯度脉冲Gvenc在三个轴向G1、G2和G3分别发射第一速度编码梯度脉冲Gvenc1、第二速度编码梯度脉冲Gvenc2和第三速度编码梯度脉冲Gvenc3。这里，对应于如在第一轴向G1中所看到的第六时间间隔τ6，发射第一速度编码梯度脉冲Gvenc1。对应于如在第二轴向G2中所看到的第七时间间隔τ7，发射第二速度编码梯度脉冲Gvenc2。对应于如在第三轴向G3中所看到的第七时间间隔τ7，发射第三速度编码梯度脉冲Gvenc3。
如图13(c)和13(d)中所示，以与第四实施例中类似的方式，在三个轴向G1、G2和G3中的第二、第三轴向G2、G3的两个轴向上，发射第一破坏梯度脉冲Gc1和第二破坏梯度脉冲Gc2。
这里，如图13(c)和13(d)中所示，在第七时间间隔τ7期间，在第二α°脉冲RF31及第二180°脉冲RF32作为第三RF脉冲RF3被发射，第二速度编码梯度脉冲Gvenc2和第三速度编码梯度脉冲Gvenc3被发射。从而，作为第二破坏梯度脉冲Gc2发射的梯度脉冲Gc21b和Gc22a的发射和第二速度编码梯度脉冲Gvenc2及第三速度编码梯度脉冲Gvenc3的发射在第七时间间隔τ7期间互相重叠。从而，如图13(c)和13(d)中所示，在第七时间间隔τ7期间作为第二破坏梯度脉冲Gc2发射的梯度脉冲Gc21b和Gc22a通过虚线来表示。通过添加两个梯度脉冲而获得的各个脉冲的形状由实线表示。
在执行第一准备脉冲序列PS1之后，获得自旋的信号强度，以便以类似于第四实施例的方式，如在多个轴向G2及G3中所看到的，依赖于在受检者内移动的各个自旋的速度而不同。
如图12中所示，成像序列IS被执行(S21a)。
这里，通过SSFP型成像方法，以类似于第四实施例的方式，扫描部分2执行成像序列IS。
接下来，确定对应于k空间的所有成像数据是否被采集，如图12中所示(S22a)。
这里，以类似于第四实施例的方式，控制器30确定对应于k空间的所有成像数据是否被采集。在本实施例中，采集或收集成像数据作为第一成像数据。在确定对应于k空间的所有成像数据没有被采集时(No)，再次顺序实施准备序列PS的执行(S11a)和成像序列IS的执行(S21a)，如图12中所示。
另一方面，在发现所有成像数据已经被收集以便对应于k空间(Yes)时，产生第一图像I1，如图12中所示(S31a)。
这里，以类似于第四实施例的方式，扫描部分2将通过成像序列IS的执行获得的作为成像数据的第一成像数据作为原始数据，进而图像生成器31重建关于受检者SU的图像作为第一图像I1。
接下来，如图11中所示，生成受检者的第二图像(S121)。
图14是示出在依据本发明的第五实施例中产生受检者的第二图像的操作的流程图。
如图14中所示，首先执行第二准备脉冲序列PS2(S11b)。
这里，扫描部分2执行第二准备脉冲序列PS2。
图15是示出在依据本发明的第五实施例中的第二准备脉冲序列PS2的脉冲序列图。
在图15中，(a)表示发射RF脉冲RF的时基，以及(b)、(c)和(d)分别表示发射梯度脉冲的多个轴向G1、G2和G3中的时基。分别地，水平轴表示时间t，垂直轴表示脉冲强度。这里，G1、G2和G3的每一个表示发射梯度脉冲的轴向，并且对应于切片选择方向、相位编码方向和频率编码方向中的任意一个。
在如图15(a)、15(b)、15(c)和15(d)中所示，第二准备脉冲序列PS2与上面所提及的第一准备脉冲序列PS1是不同的，并且没有发射破坏梯度脉冲Gc1和Gc2以及速度编码梯度脉冲Gvenc。第二RF脉冲RF2和第三RF脉冲RF3的翻转角彼此不同。除了这点之外，第二准备脉冲序列PS2类似于第一准备脉冲序列PS1。
在本实施例中，与第一准备脉冲序列PS1不一样，第一α°脉冲RF21和第二α°脉冲RF31的翻转角的绝对值被设定为180°。也就是，作为180°y脉冲发射第一α°脉冲RF21，以及作为-180°y脉冲发射第二α°脉冲RF31。
如图15(b)、15(c)和15(d)中所示，与第一准备脉冲序列PS1不一样，没有发射第一速度编码梯度脉冲Gvenc1、第二速度编码梯度脉冲Gvenc2和第三速度编码梯度脉冲Gvenc3。如图15(c)和15(d)中所示，没有发射第一和第二破坏梯度脉冲Gc1和Gc2。
在执行第二准备脉冲序列PS2之后，与第一准备脉冲序列PS1不一样，获得各个自旋的信号强度，以便不依赖于在受检者内移动的各个自旋的速度而改变。
接下来，如图14中所示，以与生成第一成像I1时一样的方式(S21b)，执行成像序列IS。以与生成第一成像I1时一样的方式，确定对应于k空间的所有成像数据是否被采集(S22b)。在确定对应于k空间的所有成像数据被采集时(Yes)，产生第二图像I2(S31b)。
接下来，如图11中所示，通过在第一成像I1和第二图像I2之间进行区分，产生差异图像SI(S131)。
这里，以上面所述的方式，图像生成器31在相对于受检者的同一切片表面所生成的第一成像I1和第二图像I2之间执行差异处理，进而基于其间的差异值产生差异图像。例如，对各个像素执行在第一图像I1和第二图像I2的彼此相对应的位置处的像素的像素值之间进行区分的处理，以借此计算差异值。于是，所获得的每个像素的差异值被设置在它们对应的像素位置，从而产生差异图像SI。顺便提及，该图像受到差异处理，同时作为复数数据使它们保持不变，从而可以产生差异图像SI。
接下来，显示差异图像SI，如图11中所示(S141)。
这里，显示单元33从图像生成器31接收关于如上所述产生的差异图像SI的数据，进而在其显示屏幕上显示该差异图像。
在如上所述的本实施例中，在对应于第四实施例中的准备脉冲序列PS的第一准备脉冲序列PS1已经被实施之后，通过执行成像序列而产生的各个磁共振信号被采集作为第一成像数据。除了没有发射破坏梯度脉冲Gc1和Gc2以及速度编码梯度脉冲Gvenc并且第二RF脉冲RF2和第三RF脉冲RF3彼此不同之外，在执行用于发射与第一准备脉冲序列PS1中那些相同的准备脉冲的第二准备脉冲序列PS2之后，通过执行成像序列所产生的各个磁共振信号被获得作为第二成像数据。基于第一成像数据产生第一图像，并且基于第二成像数据产生第二图像。此后，通过在第一和第二图像之间执行差异处理，产生差异图像。
在本实施例中，以与第四实施例相类似的方式，第一图像I1可以被产生为其中保持在移动状态中的各个自旋的信号强度相对于保持在静止状态中的各个自旋被抑制的图像。也就是，第一图像产生其中流过受检者的血液等的流动被抑制的图像。另一方面，以与第四实施例相类似的方式，第二图像I2被产生为其中保持在移动状态中的信号强度没有被抑制的图像。也就是，第二图像产生没有流动抑制的图像。因此，通过在第一图像I1和第二图像I2之间执行差异处理所产生的差异图像SI产生强化流动的MRA图像，因为保持在移动状态中的各个自旋的信号强度对应于差异值。由于具体在本实施例中甚至在生成第二图像I2时，作为准备序列执行第二准备脉冲序列PS2，因而可以阻止对比度改变。另外，由于来自于动脉等的流动的信号通过相应的速度编码梯度脉冲Gvenc被翻转180°且可能具有负值，所以在差异图像SI中对应于流动的信号的绝对值变得比第一图像I1大，因此S/N比可以被增强。因此，对流动的强化被高准确度地显示在差异图像SI上。
根据各个梯度脉冲(例如破坏梯度脉冲Gc1、Gc2和速度编码梯度脉冲Gvenc)的面积(时间积分值)，可以容易地计算出通过上面所提及的第一准备脉冲序列PS1的执行将减弱的信号量。因此，例如通过使用相位对比方法等测量流动的移动速度，可以容易地产生其中必要流动被适当强化的图像。
由于在第二准备脉冲序列PS2中没有发射梯度脉冲，所以沿着切片选择方向行进的流动还可以容易被表示或投影。由于诸如破坏梯度脉冲Gc1和Gc2以及速度编码梯度脉冲Gvenc的梯度脉冲可以在第一准备脉冲序列PS1中的多个轴向上被发射，沿着相应轴向行进的流动全部可以被表示或投影。
从而，本实施例无需使用造影剂就能够增强一般通用性，并且能够提高图像质量。
<第六实施例>
在下面将介绍依据本发明的第六实施例。
图16是示出在依据本发明的第六实施例中执行准备序列PS和成像序列IS的方式的图。在图16中，水平轴表示时基t，(a)表示受检者的心脏信号ECG的转变，以及(b)表示为在执行准备序列PS和成像序列IS时发射的各个脉冲所提供的时序与受检者的心脏信号ECG相关联。
如图16中所示，本实施例指定了提供给执行各个准备序列PS和成像序列IS的时序。作为准备序列PS中的准备脉冲，在第一RF脉冲RF1的发射之前，以使方式，抑制梯度脉冲Gk0被发射给受检者，使得产生导致各个自旋的横向磁化消失的梯度磁场。除了这点之外，本实施例类似于第四实施例。因此，将省略重复部分的解释。
在本实施例中，如图16中所示，扫描部分2执行准备序列PS以便对应于受检者的心脏运动处的心脏收缩SY，并且此后执行成像序列IS以便对应于受检者的心脏运动处的心脏舒张SK。
具体而言，通过使用心脏同步相位对比方法，首先测量诸如流过受检者的血液的流动的流速。然后，指定为受检者的心脏运动处的心脏收缩SY和心脏舒张SK所提供的时序。此后，准备脉冲PS和成像序列IS被分别执行，以便对应于图16中所示的指定的时序。
因此，本实施例能够容易地在血液和其它静止部分之间进行区分，以在心脏收缩期间执行准备序列PS，在心脏收缩期间在受检者的心脏运动下血液的移动速度处于增加的状态。在各个成像的图示图像中，身体运动伪影等的发生被抑制，以在心脏舒张期间执行成像序列IS，在心脏舒张期间血液的移动速度处于降低状态。另外，由于在心脏舒张期间流动较慢的时间为几百毫秒的长时间，因此可以充分地采集成像数据。由于在本实施例中在第一RF脉冲RF1的发射之前各个自旋的横向磁化通过抑制梯度脉冲Gk0而消失，所以可进一步提高图像质量。
顺便提及，上面实施例中的磁共振成像装置1相当于本发明中的磁共振成像装置。上面实施例中的扫描部分2对应于本发明中的扫描部分。上面实施例中的图像生成器31对应于本发明中的图像生成器。上面实施例中的显示单元33对应于本发明中的显示单元。
在实施本发明时，本发明不限于上面所述的实施例，并且可以采用各种变型。
在发射作为准备脉冲的RF脉冲时，例如，本发明不限于上面所述的翻转角的数值。在该情况下，可以实施切片选择。诸如CHESS(化学位移选择)方法、光谱IR力法等的脂肪抑制方法可以被组合地使用。通过调整第一RF脉冲RF1和第四RF脉冲RF4之间的时间可以控制T2对比。
尽管上面实施例解释了发射频率宽且在静磁场的不均匀性有效的矩形脉冲的情形，但是本发明不限于此。
在发射作为准备脉冲的速度编码梯度脉冲时，例如，它可以被发射给多个任意的轴。速度编码梯度脉冲可以在任意区域发射或者可依据除此之外的任意次数被发射。
例如，通过除了SSEP方法之外的诸如FSE(快速自旋回波)、SE(自旋回波)、GRE(梯度撤回回波(gradient recalled echo))、SPGR(扰相GRASS)等的各种技术可以执行成像序列。如果本发明被特别应用至三维成像时，其是优选的。
例如，第一RF脉冲RF1、第二RF脉冲RF2、第三RF脉冲RF3和第四RF脉冲RF4的翻转角、相位和发射时序可以被任意设定。
本发明可以应用到上面扫描以与受检者的呼吸运动同步地被执行的情况中。这里，例如，优选的是，以与呼气或吸气的状态同步地执行扫描。
甚至，除了通过磁化以特定流速移动的各个自旋的信号强度被衰减且通过磁化保持在静止状态中的各个自旋的信号强度被维持的情形之外，本发明可以被应用至磁化的信号强度在特定流速处被衰减且不同于其的磁化的信号强度被保持的情形中。
在不脱离本发明的精神和范围的前提下，可以配置本发明的许多不同实施例。应当理解的是，本发明不限于在说明书中所述的具体实施例，除了被定义在随附的权利要求书中的之外。

Claims (20)

1.一种使用磁共振成像装置来执行成像序列以获得作为成像数据的、由静磁场空间内受检者处激励的自旋所产生的磁共振信号并且基于通过执行成像序列而获得的成像数据来产生受检者的图像的方法，其中所述磁共振成像装置包括扫描部分，该方法包括：
使用扫描部分执行成像序列，并且在执行成像序列之前执行准备序列，以将准备脉冲发射到受检者，使得磁共振信号的信号强度依据在受检者内移动的自旋的速度而不同；
使用扫描部分分别向受检者顺序地发射作为准备脉冲的第一RF脉冲、第二RF脉冲、第三RF脉冲和第四RF脉冲，
使用扫描部分向受检者发射由梯度脉冲对构成的第一破坏梯度脉冲，使得发射作为第二RF脉冲的RF脉冲的时间点被***在其上发射作为梯度脉冲对的第一破坏梯度脉冲的时基处；
使用扫描部分向受检者发射由梯度脉冲对构成的第二破坏梯度脉冲，使得发射作为第三RF脉冲的RF脉冲的时间点被***在其上发射作为梯度脉冲对的第二破坏梯度脉冲的时基处；并且
在发射第四RF脉冲之后，使用扫描部分向受检者发射抑制梯度脉冲。
2.依据权利要求1所述的方法，还包括使用扫描部分发射第一RF脉冲和第四RF脉冲，使得第一RF脉冲和第四RF脉冲的相位相同、第一RF脉冲和第四RF脉冲的翻转角的绝对值相同，且第一RF脉冲和第四RF脉冲的符号彼此相反。
3.依据权利要求1所述的方法，还包括使用扫描部分发射第一RF脉冲和第四RF脉冲，使得第一RF脉冲和第四RF脉冲的翻转角的绝对值为90°。
4.依据权利要求2所述的方法，还包括使用扫描部分发射第一RF脉冲和第四RF脉冲，使得第一RF脉冲和第四RF脉冲的翻转角的绝对值为90°。
5.依据权利要求3所述的方法，还包括使用扫描部分发射第二RF 脉冲和第三RF脉冲，使得第二RF脉冲和第三RF脉冲的相位正交于第一RF脉冲和第四RF脉冲的相位。
6.依据权利要求4所述的方法，还包括使用扫描部分发射第二RF脉冲和第三RF脉冲，使得第二RF脉冲和第三RF脉冲的相位正交于第一RF脉冲和第四RF脉冲的相位。
7.依据权利要求5所述的方法，还包括使用扫描部分发射第二RF脉冲和第三RF脉冲，使得第二RF脉冲和第三RF脉冲的翻转角的绝对值彼此相同。
8.依据权利要求6所述的方法，还包括使用扫描部分发射第二RF脉冲和第三RF脉冲，使得第二RF脉冲和第三RF脉冲的翻转角的绝对值彼此相同。
9.依据权利要求1所述的方法，还包括使用扫描部分顺序地向受检者分别发射第一RF脉冲、第二RF脉冲、第三RF脉冲和第四RF脉冲，使得第二时间间隔两倍于第一时间间隔并且第三时间间隔等于第一时间间隔，所述第二时间间隔被定义为在发射第二RF脉冲的时间中心点和发射第三RF脉冲的时间中心点之间，所述第一时间间隔被定义为在发射第一RF脉冲的时间中心点和发射第二RF脉冲的时间中心点之间，所述第三时间间隔被定义为在发射第三RF脉冲的时间中心点和发射第四RF脉冲的时间中心点之间。
10.依据权利要求2所述的方法，还包括使用扫描部分顺序地向受检者分别发射第一RF脉冲、第二RF脉冲、第三RF脉冲和第四RF脉冲，使得第二时间间隔两倍于第一时间间隔并且第三时间间隔等于第一时间间隔，所述第二时间间隔被定义为在发射第二RF脉冲的时间中心点和发射第三RF脉冲的时间中心点之间，所述第一时间间隔被定义为在发射第一RF脉冲的时间中心点和发射第二RF脉冲的时间中心点之间，所述第三时间间隔被定义为在发射第三RF脉冲的时间中心点和发射第四RF脉冲的时间中心点之间。
11.依据权利要求1所述的方法，还包括使用扫描部分发射作为第二RF脉冲的包含180°脉冲的多个RF脉冲，以及发射作为第三RF脉冲的包含180°脉冲的多个RF脉冲。 
12.依据权利要求11所述的方法，还包括使用扫描部分发射分别作为第二RF脉冲和第三RF脉冲发射的RF脉冲，使得第二RF脉冲和第三RF脉冲的相位相同、第二RF脉冲和第三RF脉冲的翻转角的绝对值相同，并且第二RF脉冲和第三RF脉冲的符号彼此相反。
13.依据权利要求1所述的方法，还包括使用扫描部分顺序地发射不同于180°脉冲的脉冲作为第二RF脉冲，和发射180°脉冲作为第三RF脉冲。
14.依据权利要求1所述的方法，还包括使用扫描部分分别发射第一破坏梯度脉冲和第二破坏梯度脉冲，使得分别作为第一破坏梯度脉冲和第二破坏梯度脉冲发射的多个梯度脉冲中的在第一RF脉冲和第二RF脉冲之间发射的梯度脉冲和在第三RF脉冲和第四RF脉冲之间发射的梯度脉冲彼此相对地被分别设定为相同的第一时间积分值，以及在多个RF脉冲之间分别作为第二RF脉冲和第三RF脉冲发射的梯度脉冲的整个时间积分值被设定为等于第一时间积分值的两倍的第二时间积分值。
15.依据权利要求1所述的方法，还包括使用扫描部分发射作为准备脉冲的速度编码梯度脉冲，用于依据受检者的自旋中移动自旋的速度以不同的方式偏移移动自旋的相位。
16.依据权利要求15所述的方法，还包括使用扫描部分发射速度编码梯度脉冲，使得所述速度编码梯度脉冲在围绕速度编码梯度脉冲被发射的时间中心点的时基处极性是相反的。
17.依据权利要求15所述的方法，其中磁共振成像装置进一步包括基于成像数据产生受检者的图像的图像生成单元，所述方法还包括：
在作为第一准备脉冲序列的准备序列被执行之后，使用扫描部分采集通过执行成像序列而产生的磁共振信号，作为第一成像数据；
除了没有发射破坏梯度脉冲和速度编码梯度脉冲且第二RF脉冲和第三RF脉冲的翻转角彼此不同之外，在作为准备脉冲的第二准备脉冲序列被执行之后，使用扫描部分采集通过执行成像序列而产生的磁共振信号作为第二成像数据，执行第二准备脉冲序列用于传送与第一准备序列中相同的准备脉冲；以及
使用图像生成单元、基于第一成像数据产生第一图像并基于第二成 像数据产生第二图像、并且此后通过在第一和第二图像之间执行差异处理而产生作为图像的差异图像。
18.依据权利要求1所述的方法，还包括在发射第一RF脉冲之前，使用扫描部分发射作为准备脉冲的抑制梯度脉冲用于产生梯度磁场，该梯度磁场使各个自旋的横向磁化在受检者处消失。
19.依据权利要求1所述的方法，还包括使用扫描部分分别发射第一RF脉冲、第二RF脉冲、第三RF脉冲和第四RF脉冲作为矩形脉冲。
20.依据权利要求1所述的方法，还包括在受检者的心脏运动的心脏收缩期间使用扫描部分执行准备序列，以及在心脏运动的心脏舒张期间使用扫描部分执行成像序列。 
CN2007101648882A 2006-12-22 2007-12-21 磁共振成像装置 Expired - Fee Related CN101204327B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2006346117A JP5022696B2 (ja) 2006-12-22 2006-12-22 磁気共鳴イメージング装置
JP2006346117 2006-12-22
JP2006-346117 2006-12-22

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN101204327A CN101204327A (zh) 2008-06-25
CN101204327B true CN101204327B (zh) 2011-10-05

Family

ID=39432100

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN2007101648882A Expired - Fee Related CN101204327B (zh) 2006-12-22 2007-12-21 磁共振成像装置

Country Status (6)

Country Link
US (1) US7541809B2 (zh)
JP (1) JP5022696B2 (zh)
KR (1) KR101450885B1 (zh)
CN (1) CN101204327B (zh)
DE (1) DE102007061565B4 (zh)
NL (1) NL1034839C2 (zh)

Families Citing this family (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5037075B2 (ja) * 2005-12-22 2012-09-26 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴イメージング装置
JP4249215B2 (ja) * 2006-10-06 2009-04-02 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴イメージング装置
JP5037236B2 (ja) * 2007-06-20 2012-09-26 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴画像生成方法
US20090143666A1 (en) * 2007-11-29 2009-06-04 Edelman Robert R System And Method For Non-Contrast Agent MR Angiography
JP5305785B2 (ja) * 2008-08-25 2013-10-02 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置の制御方法
DE112010001536T5 (de) * 2009-04-02 2012-06-14 Regents Of The University Of Minnesota Adiabatische magnetisierungsvorbereitung für b1- und b0-unempfindliche mri mit hohemkontrast
JP5633899B2 (ja) * 2009-06-30 2014-12-03 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴イメージング装置
JP5858791B2 (ja) * 2010-01-22 2016-02-10 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及び血管画像撮像方法
JP5345610B2 (ja) * 2010-12-28 2013-11-20 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴イメージング装置
US8760161B2 (en) * 2011-02-21 2014-06-24 General Electric Company System and method for enhanced contrast MR imaging
DE102011080254B4 (de) * 2011-08-02 2013-06-27 Siemens Aktiengesellschaft Bewegungskorrigierte Multi-Shot-Verfahren zur diffusionsgewichteten MR-Bildgebung mit zusätzlichen Referenz-Rohdaten und entsprechende Vorrichtungen
DE102012205664B4 (de) 2012-04-05 2013-10-31 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Steuervorrichtung zur Ansteuerung eines Magnetresonanzsystems
US9360545B2 (en) 2012-06-26 2016-06-07 Siemens Aktiengesellschaft Magnetic resonance system and operating method for flow artifact reduction in slab selective space imaging
US10228335B2 (en) * 2013-01-03 2019-03-12 Schlumberger Technology Corporation Method for nuclear magnetic resonance diffusion measurements
US9541513B2 (en) * 2013-01-03 2017-01-10 Schlumberger Technology Corporation Method for nuclear magnetic resonance diffusion measurements
CN103932707B (zh) * 2013-01-21 2015-07-22 上海联影医疗科技有限公司 一种相位反差磁共振流速、流量测量方法及其测量装置
CN104062611B (zh) * 2013-03-22 2017-02-15 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种磁共振***的射频激发方法和装置
JP6433679B2 (ja) * 2014-05-02 2018-12-05 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置
FR3034946B1 (fr) * 2015-04-10 2017-04-28 Sagem Defense Securite Procede de communication dans un reseau ad hoc

Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6353752B1 (en) * 1999-05-14 2002-03-05 Board Of Trustees Of The Leland Standford Junior University Reduced field-of-view method for cine magnetic resonance imaging

Family Cites Families (26)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH04309330A (ja) * 1991-04-08 1992-10-30 Siemens Asahi Medeitetsuku Kk 核磁気共鳴撮像装置
JPH05253201A (ja) * 1992-03-13 1993-10-05 Yokogawa Medical Syst Ltd Ｍｒｉ装置のイメージング方法
US5281916A (en) * 1992-07-29 1994-01-25 General Electric Company NMR angiography using fast spin echo pulse sequences
US5285158A (en) * 1992-08-06 1994-02-08 Wisconsin Alumni Research Foundation NMR angiography using fast pulse sequences with preparatory pulses
JP3505294B2 (ja) * 1995-03-28 2004-03-08 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 Ｍｒｉ装置
US5786692A (en) * 1995-08-18 1998-07-28 Brigham And Women's Hospital, Inc. Line scan diffusion imaging
US5548216A (en) * 1995-11-15 1996-08-20 General Electric Company Methods for the simultaneous detection of multiple magnetic resonance images using phase modulated excitation
US6078176A (en) * 1996-11-08 2000-06-20 General Electric Company Fast spin echo pulse sequence for diffusion weighted imaging
US6008647A (en) * 1997-02-11 1999-12-28 General Electric Company Method for reducing Maxwell term artifacts in fast spin echo MR images
JP4040742B2 (ja) * 1997-03-28 2008-01-30 株式会社東芝 Ｍｒｉ装置
US5899858A (en) * 1997-04-10 1999-05-04 Mayo Foundation For Medical Education And Research MR imaging with enhanced sensitivity of specific spin motion
US7254437B2 (en) * 1998-04-17 2007-08-07 Kabushiki Kaisha Toshiba MR imaging providing tissue/blood contrast image
US6782286B2 (en) * 1998-04-20 2004-08-24 Kabushiki Kaisha Toshiba MRI system and MR imaging method
JP4090619B2 (ja) * 1998-04-20 2008-05-28 株式会社東芝 Ｍｒｉ装置
JP2002530132A (ja) 1998-11-18 2002-09-17 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 磁気共鳴装置及び方法
EP1047953B1 (en) * 1998-11-18 2006-03-22 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance method and device
JP3342853B2 (ja) * 1999-08-27 2002-11-11 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 磁気共鳴撮像装置
US6801800B2 (en) * 1999-11-29 2004-10-05 Kabushiki Kaisha Toshiba MR imaging using ECG-prep scan
JP4632535B2 (ja) 2000-12-27 2011-02-16 株式会社東芝 Ｍｒｉ装置
US6614225B1 (en) * 1999-12-03 2003-09-02 David Feinberg Simultaneous image refocusing
US6486668B1 (en) 2000-11-20 2002-11-26 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Preparatory pulse sequence for suppression of artifacts in MR images
US7058440B2 (en) * 2001-06-28 2006-06-06 Koninklijke Philips Electronics N.V. Dynamic computed tomography imaging using positional state modeling
AU2003239436A1 (en) * 2002-05-13 2003-11-11 The Regents Of The University Of California Velocity-selective arterial spin labeling without spatial selectivity
JP4342809B2 (ja) * 2003-02-14 2009-10-14 株式会社東芝 Ｍｒｉ装置
US7141972B2 (en) * 2003-11-17 2006-11-28 Toshiba America Mri, Inc. Water-fat separation for fast spin echo imaging in an inhomogeneous field with progressive encoding
US7176681B2 (en) * 2005-03-08 2007-02-13 Siemens Power Generation, Inc. Inspection of composite components using magnetic resonance imaging

Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6353752B1 (en) * 1999-05-14 2002-03-05 Board Of Trustees Of The Leland Standford Junior University Reduced field-of-view method for cine magnetic resonance imaging

Also Published As

Publication number Publication date
JP2008154741A (ja) 2008-07-10
JP5022696B2 (ja) 2012-09-12
DE102007061565A1 (de) 2008-06-26
DE102007061565B4 (de) 2013-06-06
KR20080059063A (ko) 2008-06-26
KR101450885B1 (ko) 2014-10-14
NL1034839C2 (nl) 2009-03-30
US7541809B2 (en) 2009-06-02
CN101204327A (zh) 2008-06-25
NL1034839A1 (nl) 2008-06-24
US20080150530A1 (en) 2008-06-26

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN101204327B (zh) 磁共振成像装置
CN101023866B (zh) 磁共振成像设备
JP5329818B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置における撮影条件設定方法
US8159221B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and method using SSFP having non-zero first moment gradients within the repetition time
CN102621510B (zh) 用于抑制mr成像中伪影的***
EP1618843A1 (en) Magnetic resonance imaging method and apparatus
CN101156777B (zh) 磁共振成像装置和磁共振成像方法
US5912557A (en) Centric phase encoding order for 3D NMR data acquisition
EP2656095B1 (en) Fast dual contrast mr imaging
US10295643B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and control method
US5241271A (en) Ultra-fast imaging method and apparatus
CN107810425A (zh) 消除非t2加权信号贡献的t2加权mr成像
US20080224698A1 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
JP2005021691A (ja) 位相エンコード配置のためのシステム及び方法
JP3452400B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
US5199435A (en) Magnetic resonance imaging system
EP0447970B1 (en) Method and apparatus for imaging blood vessels employing magnetic resonance
JPH06114033A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JPH0312130A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP2013075198A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JPS60201242A (ja) Νｍｒ断層像撮影装置
JPH0282946A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JPH04158840A (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JPH07110272B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JPH05329126A (ja) 磁気共鳴イメージング装置

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20111005

Termination date: 20171221

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee