磁共振成像裝置及其處理方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明涉及磁共振成像裝置，特別是涉及磁共振成像裝置中的組織對比度圖像的 處理技術(shù)。
【背景技術(shù)】
[0002] 核磁共振攝像（Magnetic Resonance Imaging，以下稱為MRI)裝置是測量被檢體、 特別是構(gòu)成人體的組織的原子核自旋所發(fā)生的核磁共振（Nuclear Magnetic Resonance， 以下稱為NMR)信號，將其頭部、腹部、四肢等的形態(tài)、組織以二維或者三維方式進(jìn)行圖像化 的裝置。
[0003] 在通過MRI裝置來得到圖像的情況下，通過使回波時間（Echo Time，以下記為 TE)、反復(fù)時間（Repetiton Time，以下記為TR)等的參數(shù)發(fā)生變化或者進(jìn)行圖像運算，能夠 得到具有各種組織對比度的圖像。為了提高圖像的精度，作為得到將水和脂肪進(jìn)行了分離 的圖像的方法之一存在被稱為Dixon法的方法。
[0004] 還有在Dixon法中追加了對靜磁場不均勻的影響進(jìn)行校正的功能的帶靜磁場校 正的2點Dixon法以及3點Dixon法。在這些方法中求取靜磁場不均勾所引起的相位旋轉(zhuǎn) 量時，為了防止水和脂肪的調(diào)換，進(jìn)行被稱為相位展開（unwrap)處理的運算處理。該相位 展開處理是如下處理：消除由于再次以-π~π的范圍內(nèi)來表現(xiàn)超出-π~π的范圍的 相位（將該狀態(tài)稱為發(fā)生了主值纏繞）而產(chǎn)生的不連續(xù)的跳躍，使空間上的相位變化成為 連續(xù)性的，以超出-π~π的范圍的相位的值來表現(xiàn)。
[0005] 關(guān)于發(fā)生主值纏繞的主要原因，本發(fā)明的發(fā)明者們進(jìn)行了研宄，結(jié)果發(fā)現(xiàn)，存在靜 磁場不均勾較大且相鄰像素的相位差較大、和信噪比（Signal Noise Ratio,以下稱為SNR) 較低這2個主要原因。
[0006] 上述展開處理對二維或者三維數(shù)據(jù)進(jìn)行，使用區(qū)域生長法這種方法。所謂區(qū)域生 長法是決定最先開始處理的像素（以下記為開始像素），從開始像素向相鄰的像素將處理 在空間上擴(kuò)展下去的方法，在相鄰的像素的處理中，利用已經(jīng)完成了處理的像素的值。
[0007] 在專利文獻(xiàn)1中，提出了一種方法，通過從相鄰的像素當(dāng)中的相位差較小的像素 起依次進(jìn)行處理，來減少主值纏繞。具體來說，制作相位差傾斜圖像，從相位差較小的像素 起依次進(jìn)行處理。
[0008] 在先技術(shù)文獻(xiàn)
[0009] 專利文獻(xiàn)
[0010] 專利文獻(xiàn)1 :美國專利第7227359號說明書

【發(fā)明內(nèi)容】

[0011] 發(fā)明要解決的課題
[0012] 在專利文獻(xiàn)1中，提出了一種方法，通過制作相位差傾斜圖像，從相位差較小的像 素起依次進(jìn)行處理，來減少主值纏繞。但是，由于完全沒有考慮SNR，因此出于關(guān)于SNR較低 而噪聲成為起因的主值纏繞無法減少等理由，作為結(jié)果而言，存在最終構(gòu)成的表示組織的 圖像的正確性下降的課題。
[0013] 本發(fā)明的目的在于提供一種能夠更加正確地顯示表示組織狀態(tài)的圖像的磁共振 成像裝置或者提供其處理方法。
[0014] 用于解決課題的手段
[0015] 用于解決所述課題的一個發(fā)明所涉及的磁共振成像裝置的特征在于具備：磁場 產(chǎn)生部，其針對被檢體產(chǎn)生靜磁場以及傾斜磁場；高頻脈沖照射部，其照射高頻脈沖；接收 部，其接收來自所述被檢體的NMR信號；顯示部，其顯示所制作的診斷用圖像；和信號處理 部，其基于所述NMR信號來制作第1圖像，對于進(jìn)行構(gòu)成所述第1圖像的各像素的相位展開 處理的順序，通過從所述第1圖像的像素內(nèi)的與所述相位展開處理的處理完成像素相鄰的 多個所述相位展開處理的未處理像素中，優(yōu)先選擇信號強(qiáng)度強(qiáng)的未處理像素來決定，并按 照決定的所述順序進(jìn)行所述未處理像素的相位展開處理來制作所述第2圖像。
[0016] 發(fā)明效果
[0017] 根據(jù)本發(fā)明，可以得到能夠更加正確地顯示表示組織的狀態(tài)的圖像的磁共振成像 裝置。
【附圖說明】
[0018] 圖1是作為本發(fā)明的一實施例的磁共振成像裝置的構(gòu)成圖。
[0019] 圖2是表示2點Dixon法的梯度回波序列的說明圖。
[0020] 圖3是表示信號處理部的處理功能的構(gòu)成圖。
[0021] 圖4是利用2點Dixon法的處理流程圖。
[0022] 圖5是表示利用2點Dixon法的圖像處理部的處理功能的構(gòu)成圖。
[0023] 圖6是說明作為一實施例的與區(qū)域生長相關(guān)的相位展開處理的說明圖。
[0024] 圖7是說明在相位展開處理中使用的列表的說明圖。
[0025] 圖8是說明用于相位展開處理的高速化的列表的說明圖，（a)是加權(quán)范圍1的列 表，（b)是加權(quán)范圍2的列表，（c)是加權(quán)范圍h的列表。
[0026] 圖9是說明在模擬中所使用的相位差圖像的磁共振成像裝置的顯示圖像。
[0027] 圖10是說明所模擬的靜磁場不均勻映射（map)的磁共振成像裝置的顯示圖像。
[0028] 圖11是表示所模擬的水圖像和脂肪圖像的示例的磁共振成像裝置的顯示圖像。
[0029] 圖12是說明所模擬的靜磁場不均勻映射和相位差圖像的絕對值的分布的說明 圖。
[0030] 圖13是表示圖2所示的2點Dixon法的梯度回波序列的另一方法的說明圖。
[0031] 圖14是表示圖13所示的2點Dixon法的梯度回波序列的又一方法的說明圖。
【具體實施方式】
[0032] 以下，使用附圖來說明本發(fā)明所涉及的一實施方式（以下記為實施例）。另外，在 用于說明應(yīng)用了發(fā)明的實施例的所有圖中，對具有同一功能的要素標(biāo)注同一符號，并省略 其重復(fù)說明。
[0033] 在以下說明的實施例中，能夠適當(dāng)?shù)貨Q定所處理的像素的順序、即展開處理的路 徑，由此，能夠避免主值纏繞。具體來說，能夠從SNR較大的像素起、或者從相鄰像素的相位 差小并且SNR較大的像素起，按順序進(jìn)行處理，因而能夠避免主值纏繞。例如在專利文獻(xiàn)1 中，由于對SNR完全沒有加以考慮，因而產(chǎn)生不能避免主值纏繞的狀態(tài)。在不能避免主值纏 繞的狀態(tài)下，產(chǎn)生如下情況，例如進(jìn)行水和脂肪調(diào)換的處理，顯示水和脂肪發(fā)生了調(diào)換的圖 像。
[0034] 此外，在以下所說明的實施例中能夠在比較短的時間內(nèi)進(jìn)行處理。相對于此，例如 在專利文獻(xiàn)1中，由于制作相位差傾斜圖像來進(jìn)行相鄰像素的處理，因此處理時間變長。以 下說明本發(fā)明的一實施例。
[0035] 圖1是作為發(fā)明的一實施例的MRI裝置1的整體構(gòu)成的示意圖。MRI裝置1在被檢 體101的周圍具備：靜磁場磁鐵102,其產(chǎn)生靜磁場；傾斜磁場線圈103,其產(chǎn)生傾斜磁場； 照射線圈104,其向被檢體101照射高頻磁場脈沖（以下記為RF脈沖）；和接收線圈105， 其檢測來自被檢體101的NMR信號，并還具備載置被檢體101的床106。
[0036] 靜磁場磁鐵102被配置在載置被檢體101的具有一定寬廣度的空間中，由永久磁 鐵、或者超導(dǎo)磁鐵、或者常規(guī)傳導(dǎo)磁鐵構(gòu)成，在與被檢體101的體軸平行或垂直的方向上產(chǎn) 生均勻的靜磁場。
[0037] 傾斜磁場線圈103基于來自傾斜磁場電源107的信號，向被檢體101施加 X軸和 Y軸和Z軸的3軸方向的傾斜磁場。通過該傾斜磁場的施加方式來設(shè)定被檢體101的攝像 剖面。
[0038] 照射線圈104根據(jù)來自RF發(fā)送部108的信號，產(chǎn)生RF脈沖。通過該RF脈沖，構(gòu) 成由傾斜磁場線圈103設(shè)定的被檢體101的攝像剖面的生物體組織的原子的原子核受到激 勵，誘發(fā)NMR現(xiàn)象。
[0039] 通過由從照射線圈104照射的RF脈沖所誘發(fā)的構(gòu)成被檢體101的生物體組織的 原子的原子核的NMR現(xiàn)象，產(chǎn)生作為NMR信號的回波信號，該回波信號通過靠近被檢體101 配置的接收線圈105而被信號檢測部109檢測。所檢測到的回波信號由信號處理部110進(jìn) 行信號處理而變換成圖像。變換后的圖像由顯示部111顯示。
[0040] 控制部112為了以某給定的脈沖序列重復(fù)產(chǎn)生切片編碼（slice encode)、相位編 碼、頻率編碼的各傾斜磁場和RF脈沖，而對傾斜磁場電源107、RF發(fā)送部108進(jìn)行控制，還 控制信號處理部110。
[0041] 通過上述MRI裝置1的靜磁場磁鐵102而在載置有被檢體101的空間中產(chǎn)生的靜 磁場，產(chǎn)生因磁鐵結(jié)構(gòu)而引起的靜磁場本身的空間不均勻、和因在靜磁場空間中所載置的 被檢體101的每個部位磁感受性不同而引起的靜磁場的空間不均勻（以下將它們統(tǒng)一記為 靜磁場不均勻）。如前所述，在Dixon法中追加了對靜磁場不均勻的影響進(jìn)行校正的功能的 方法中存在帶靜磁場校正的2點Dixon法以及3點Dixon法。在3點Dixon法中，改變TE 進(jìn)行3次拍攝，在2點Dixon法中，改變TE進(jìn)行2次拍攝。3點Dixon法由于改變TE進(jìn)行 3次拍攝，因而比2點Dixon法要花費時間，但能得到更高精度的圖像。在本發(fā)明的實施例 中說明采用了 2點Dixon法的情況，但也可以同樣地適用于3點Dixon法，能夠取得效果。
[0042] 圖2是在本發(fā)明的實施例中使用的2點Dixon法中使用的脈沖序列的一例。該脈 沖序列是梯度回波（Gradient Echo)序列，是得到TE不同的2種圖像數(shù)據(jù)的序列?？刂撇?112進(jìn)行以下的控制，將該脈沖序列經(jīng)由RF發(fā)送部108進(jìn)行發(fā)送。即，控制部112進(jìn)行控 制，使得與RF脈沖201的照射同時施加切片編碼傾斜磁場202以僅使設(shè)為目標(biāo)的斷層面受 到激勵。
[0043] 然后，通過傾斜磁場線圈103來施加用于對位置信息進(jìn)行編碼的相位編碼用傾斜 磁場203,并施加了負(fù)方向的頻率編碼傾斜磁場（移相脈沖）204之后，施加正方向的頻率 編碼傾斜磁場205,從RF脈沖201起經(jīng)過TEl之后產(chǎn)生第1回波信號。接著再次施加負(fù)方 向的頻率編碼傾斜磁場（反繞脈沖（rewind pulse)) 206、正方向的頻率編碼傾斜磁場207， 從RF脈沖201起經(jīng)過TE2之后產(chǎn)生第2回波信號。在得到將水和脂肪進(jìn)行了分離的圖像 的情況下，例如TEl是從水和脂肪得到的回波信號互為逆相位的時間，TE2是從水和脂肪得 到的回波信號互為同相位的時間。
[0044] 然后，一邊改變相位編碼用傾斜磁場203的面積，一邊將這樣的序列反