專利名稱：利用磁共振的檢查裝置的制作方法
技術領域：
本發明涉及一種利用磁共振的檢查裝置，更確切地說，涉及一種用于取得周期性活動(例如心跳、呼吸)的對象的圖像的裝置。
一種磁共振成像(MRI)裝置是醫用圖像診斷裝置，用于使在橫截檢查對象的任選平面內的各含水成分產生磁共振以及由產生的磁共振信號取得該平面的斷面(slice)圖像。通常當在一個確定的平面上施加一個在斷面上按梯度分布的磁場以得到斷面圖像以及同時施加一激勵脈沖用以在該平面產生激勵磁場，當激勵磁場的各相位一致時，得到一個階段產生的磁共振信號(各回波)。為了提供該回波的位置信息，在從激勵到獲取各回波的一段時間內施加按相位編碼的梯度(phase-encording gradiant)磁場和讀出用梯度磁場。所測量的回波被稱為“原始數據”并存儲在稱為K-空間的存儲器中，該K空間具有沿讀出方向的橫座標軸和沿相位編碼梯度磁場方向的縱坐標軸。對該原始數據進行逆傅里葉變換，因此重建一幅圖像。
用于產生各回波的脈沖和梯度磁場根據預置的脈沖序列提供。根據各種用途已知有不同的脈沖序列。例如，在作為一般圖像的梯度回波圖像中，脈沖序列是重復控制的，相位編碼的梯度磁場的幅值(相位編碼量)每次重復時是順序變化的，并且為取得一斷面圖像所需數量的回波是順序測量的。為了等待磁化作用的恢復，對于重復脈沖序列的時間間隔至少需要幾十毫秒。由于重建一個圖像所需的回波數通常為256，每一圖像的圖像獲取時間為幾秒或更長一些。因而，梯度回波圖像不適用于運動對象的圖像獲取。
與之相反，對于連續獲取運動對象例如心臟的圖像則存在一種追溯式選通控制。按照該方法，相位編碼量(P)是固定的，并按照預定的重復次數(TR)該脈沖序列重復預定的次數(S)，以此測量(S)個的回波。該(S)個回波用于按不同的時間相位重建圖像。在順序改變相位編碼量的同時重復進行測量，測量重建多個圖像所需的回波。倘若測量用于一個圖像的(N)個回波，相位編碼量(P)通常按照一N/2，…，0，…，[N/2-1]變化。
與測量回波同時，記錄檢查對象的運動信息。當圖像被重建時，根據該信息重新調整各回波。例如當心臟是獲取圖像的對象時，利用與獲取圖像同時記錄的心電圖來重新調整各回波。例如心電圖(ECG)和相位編碼量之間的關系表示在圖2中。在該示意圖中，所示實例為S＝8的情況。倘若每次心跳要連續獲取M幀圖像(在圖2中M＝5)，為了按照第(j)個時間相位(j＝1，…，M)重建圖像，相對于所有的相位編碼量(P)從具有該相位編碼量(P)的各回波中收集最接近時間相位(j)的各時間相位上所測量的回波。表1表示按照該時間相位和相位編碼量重新調整回波的結果。
表1
表1中的數字是測量號碼。例如，在時間相位1，測量號碼1和6的回波是按照相位編碼量1排列的。對該回波進行二維逆付里葉變換，因而可以順序得到第(j)時間相位的心臟圖像。通過對于所有時間相位(j)重建圖像，可獲取心臟的連續圖像。由“磁共振成像”第7卷第445-455頁(1989)上由Generald W.Lens等人所著“追溯式心臟選通控制技術狀況和未來方向的綜述”介紹了追溯式選通控制的細節。
按照該追溯式選通控制，由于要獲取圖像的對象的運動并不總是恒定的，有時會發生回波測量遺漏。例如在圖2所示的測量中，當P＝2在時間相位3就遺漏—回波。由于回波測量次數(S)相對于每一(P)是固定的，回波測量發生遺漏的或然率相對于任何相位編碼量都是相等的。
然而，相對于產生回波遺漏的不同的(P)，回波測量發生的遺漏對于圖像的影響則是不一樣的。相位編碼量越接近于零，通常該回波的作用就越大。如果當相編碼量接近于零時產生回波測量遺漏，帶來的問題是在圖像中會產生大量的贗像問題。
考慮到解決上述問題而形成本發明，本發明的目的是提供一種利用磁共振的檢查裝置，其解決了上述常規技術中的問題并即使當產生回波測量遺漏時也能將贗像問題的產生降至最低。
利用磁共振的檢查裝置可實現上述目的，該檢查裝置包含一裝置，用于產生靜態磁場；一裝置，用于施加一形成靜態磁場分布梯度的梯度磁場；一裝置，用于向需檢查對象施加高頻磁場；以及一裝置，用于檢測來自檢查對象的作為磁共振信號的回波；其中設有控制裝置，用于控制該施加梯度磁場的裝置和施加高頻磁場的裝置，以及所述控制裝置具有一程序，其用于控制梯度磁場施加裝置和高頻磁場施加裝置，以便產生回波，形成梯度磁場相位編碼量，以及測量回波；以及向存儲裝置存儲由測量檢查對象活動的人體活動測量裝置輸出的人體活動信號，以及當執行程序時按照同一梯度磁場相位編碼量多次執行該程序的步驟；在改變梯度磁場相位編碼量同時重復執行該步驟，以及當與梯度磁場相位編碼量的絕對值相對大的情況相比梯度磁場相位編碼量的絕對值相對小時，增加在該步驟中執行該程序的次數。
根據本發明，由于當相位編碼量較小時回波測量次數增加，使當相位編碼量小即對圖像有大的影響的回波測量發生遺漏的或然率降低。因此形成明顯的效果，可以得到不易產生贗像問題的斷面圖像。
圖1是表示根據本發明一個實施例的利用磁共振的檢查裝置的示意圖；圖2是表示常規的追溯式選通控制的測量原理的示意圖3是表示脈沖序列的示意圖；圖4是根據本發明的實施例的表示各處理過程的流程圖；圖5是表示根據本發明的實施例的測量原理的示意圖；圖6是表示根據本發明的實施例的相位編碼量和測量次數的示意圖；圖7是表示本發明的實施例的效果的示意圖；圖8是用于解釋另一實施例效果的表示重建的圖像和曲線圖，每一曲線圖表示對應的相位編碼的分布曲線。
圖9是表示根據本發明的另一實施例的相位編碼量和測量次數的示意圖；圖10是表示根據本發明的另一實施例的相位編碼量和測量次數的示意圖；圖11是表示本發明的另一實施例的圖像重建過程的流程圖。
圖1表示根據一個實施例的利用磁共振的檢查裝置(下文簡稱為檢查裝置)的結構。在圖1中，標號101標注一產生靜態磁場的磁鐵；102為產生梯度磁場的線圈；103為躺在磁鐵101和線圈102之間的檢查對象；104為程序控制器，用于向梯度磁場用電源105和高頻磁場發生器106發出指令，以便產生梯度磁場和高頻磁場。高頻磁場通過探頭107施加到檢查對象103上。由檢查對象103產生的信號為探頭107接收，并由接收器108檢測。作為檢測基準的磁共振頻率(下文表述為檢測基準頻率)是由程序控制器104設定的，檢測信號送到計算機109并實現例如圖像重建之類的信號處理。其結果顯示在顯示器110上。按照需要，信號和測量狀態可以存儲在存儲器111中。程序控制器104記錄來自人體活動測量機構112(例如心電圖儀、呼吸監護儀之類，根據需要)的輸出信號。當需要調節靜態磁場的均勻度時，則使用磁場調節線圈114。磁場調節線圈114由多個通道組成，并由一磁場調節用電源113提供電流。在調節靜態磁場的均勻性的過程中，利用程序控制器104控制每個線圈中流過的電流。程序控制器104向磁場調節用電源113發出指令，以使磁場調節線圈114產生附加磁場，從而校正靜態磁場的不均勻性。通常程序控制器104控制各裝置，使它們按照預先編程的定時和功率運行。在各種程序中，可對所述高頻磁場、梯度磁場以及接收信號的定時和強度進行描述的一個程序被稱為脈沖序列。
下面將介紹利用梯度回波技術作為圖3中所示典型脈沖序列，采用該裝置的圖像獲取程序的梗概。一檢查對象處于靜態磁場中，將用于磁化激勵的高頻磁場(RF)脈沖202與斷面梯度磁場201一起施加，以在該對象的一斷面中形成磁共振現象。在施加用于沿讀出方向附加位置信息的讀出用梯度磁場脈沖204和205的同時，施加相位編碼的梯度磁場脈沖203，用于沿相位編碼方向將位置信息加入磁化相位，并測量磁共振信號(回波)206。按照重復次數TR重復該程序并測量為獲取多個圖像所需的回波。在這種情況下，相位編碼的梯度磁場脈沖203的幅值按順序變化。
由于改變相位編碼量有各種不同的方式，利用雙循環控制測量。在圖4中表示測量的流程。首先，給相位編碼量(p)設定一起始值(通常-N/2)(41)，并將計數器(i)置為1(42)。每次執行一次程序(44)(i)的數值則遞增1，并且重復該程序直到執行次數達到預先指定的數目S(p)(44)。在逐一地遞增相位編碼量時，上述循環將重復進行直到相位編碼量(p)達到最終值(通常為N/2-1)(46)，結束測量。雖然相位編碼量在這一實例中是逐一遞增的，但這種變化方式是可任選的。相位編碼量可以由最大值變到最小值，或者可以任選的方式變化。雖然在這一實例中(p)是固定的，S(p)的測量次數是連續執行的，但當(p)在每次測量時隨機變化以及每(P)的測量次數在測量結束時等于S(P)時也可以得到相似的測量效果。
人體運動測量機構112在上述測量過程中測量該檢查對象的活動并向計算機109輸送信號。圖5表示反映由人體活動測量機構112測量的人體活動和在人體活動測量機構為心電圖儀的情況下的相位編碼量之間關系的實例。在圖5中，測量次數(S)相對于相位編碼量不是固定的而是(P)的函數S(P)，例如，當P＝1時，測量次數(S)為10，當P＝2時，S＝8。
因而，由于人體活動周期波動而使回波測量產生遺漏的或然率可以按照相位編碼量(P)進行控制。即，按照(P)當(S)大時，回波測量遺漏發生的或然率可以降低。相反，按照(P)當(S)小時，回波測量遺漏發生的或然率可能增加。
例如，如圖6(a)中所示，將(TR×S)設定等于按最大相位編碼量的人體活動的平均周期(T)，并將(TR×S)設定等于按零相位編碼量的(T)值的2倍。當利用平均值(m)和分散值(σ)的正態分布ND(p、m、σ)以及在(P)和(TR×S)之間的關系為TR×S＝2T-T×S×TD(p，N/2，N/4)時，回波測量遺漏發生的或然率表示在圖(6b)中。因而，當相位編碼量小時回波測量遺漏產生的或然率可以降低，并可以抑制贗像問題的產生。
下面介紹利用如圖7中所示的計算機模擬結果來描述通過控制回波測量中遺漏產生的或然率來抑制贗像問題的發生。將一圓形模型進行付立葉變換，并得原始數據。該原始數據被稀疏化，并產生回波測量的遺漏。圖7(a)表示沒有發生回波測量遺漏的實例，圖7(b)表示按照固定的(p)發生回波測量遺漏的實例(在圖6中用虛線表示)，以及圖7(c)表示利用在圖6中所示的分布的實例。在每一實例中，N＝256，每次測量發生的遺漏數為32。在圖7(b)中，由于當相位編碼量接近于零時，測量時間為人體活動平均周期的兩倍，從而認為很難發生回波測量遺漏，因此將該或然率置為零。左行表示原始數據，中央行表示重建的圖像，右行表示在重建的圖像中心沿相位編碼方向的分布曲線。原始數據和重建的圖像是以模型圖表示的。由示意圖可以理解，當回波測量發生遺漏的或然率是固定的(b)時，在圖像中產生很大的贗像問題，然而，在根據圖6所示分布的實例(C)中，很難產生贗像問題，且可以得到與沒有產生回波測量遺漏的實例(a)幾乎等效的圖像質量。
圖8表示對于人的心臟的MRI診斷圖像進行相似的模擬的結果。在圖8中左面一行圖是重建的圖像，而在右側的各曲線圖表示在左側的重建圖像中心沿相位編碼方向的分布曲線。(a)表示沒有發生回波測量遺漏的實例。(b)表示按照固定的(p)發生回波測量遺漏的或然率(該實例在圖6中用虛線表示)。(c)表示根據在圖6中所示的分布的結果。在每一種實例中，N＝256，回波測量發生遺漏數為32。在(b)中，由于當相位編碼量近于零時采用的測量時間為人體活動平均周期的2倍，所以被認為很難發生回波測量遺漏，因而將發生的或然率置為零。由圖8可以理解，當回波測量發生遺漏的或然率為恒定的(b)時，在圖像中產生很大的贗像問題。在按照圖6所示分布的實例(b)中，很難發生贗像問題并且可以得到幾乎等效于沒有發生回波遺漏的實例(a)的圖像質量。因而在實際圖像同樣通過控制回波測量遺漏發生的或然率，可以抑制贗像問題的發生。
為了確定按每一相位編碼量的測量次數，必須要得到檢查對象的活動的平均周期T。下面介紹該獲得方法。利用計算機110監測人體活動測量機構112的輸出波形，持續時間為標準周期的幾倍到約10倍，并得到波形的任選的兩個相鄰峰值之間的平均時間。該平均時間為人體活動周期(T)。在針對心臟的情況下，由于它的標準周期為1秒，監測時間為幾秒到約10秒。進行測量以便在圖4中所示的圖像獲取程序之前確定S(P)。然而，倘若要簡化圖像的獲取，可以略去求平均周期(T)的程序，可以將檢查對象的標準周期用作(T)。
利用與圖6所示不同的S(P)也可以得到相似的效果。例如如在圖9(a)所示，當將(TR×S)設置等于人體活動平均周期(T)(在兩端區域內按照大的相位編碼量)，以及將(TR×S)設置為2倍于(T)(在中央區域內按照小的相位編碼量)時，可以將當相位編碼量小時的回波測量發生的遺漏或然率抑制到幾乎為零，如圖9(b)中所示。按照常規方法(如在示意圖中用虛線所示)，其中(TR×S)對于(p)是固定的，整個測量時間等于當(TR×S)＝1.5×T時的對應時間。
如在圖10(a)中所示，在最大相位編碼量時將(TR×S)設置等于人體活動的平均周期(T)，在零相位編碼量時將(TR×S)設置等于T的數值的二倍。S(P)可在上述各相位編碼量之間線性變化。在這種情況下，回波測量發生的遺漏或然率如圖10(b)中所示。整個測量時間等于按照常規的方法(即其中對于(p)，(TR×S)是固定的，用虛線所表示)當(TR×S)＝(1.5×T)時的測量時間。
雖然在該實施例中(TR×S(P))的最大值為2T，最小值為T，但可考慮整個圖像獲取時間和圖像質量對所述值進行適當調節。即當重點在于縮短圖像獲取時間時，兩個數值都降低。當優先考慮改進圖像質量時，二數值增加。由于當圖像獲取時間縮短時通常回波測量發生遺漏的或然率增加，圖像質量下降。當優先考慮圖像質量時，圖像獲取時間要加長。在一般的圖像獲取過程中，(TR×S(P))的平均值應至少大于人體活動周期的平均值。如果(TR×s(p))的平均值小于人體活動周期的平均值，總會發生回波測量中的遺漏。
雖然在該實施例中對檢查對象為心臟的情況作為一個實例進行了介紹，當腹部或肺部作為檢查對象時可以使用相似的方法。在這種情況下，將呼吸監視器用作人體活動測量機構，使用呼吸監視器的輸出波形替代心電圖。此外，當檢查對象產生多種不同的活動時，利用上述方法獲取圖像，其中將各種活動周期中的最大值設置為(T)。例如在心為檢查對象和獲取的圖像包含肺的呼吸活動的情況下，由于呼吸的周期通常大于心跳的周期，將呼吸周期設置為(T)。
下面介紹由利用上述方法測量的回波重建圖像的方法。利用計算機110實現圖像重建的處理過程。如圖11中所示，該處理過程包含步驟(11)根據每一時間相位的相位編碼量重新調整各回波以便產生原始數據；以及步驟(12)通過進行逆付里葉變換由該原始數據形成圖像。
通過利用圖5中所示的人體活動和相位編碼量之間的相互關系的實例介紹重新調整各回波的步驟(11)。在該實例中，將心電圖用作人體活動的監視器，心跳的一個周期被分成五個時間相位，預計每次心跳形成五幀的活動圖像。該相位編碼量的測量次數為S(1)＝10，S(2)＝8，…。在這種情況下，按照該時間相位和該相位編碼量的各回波的重新調整的結果表示在表2中。
表2
在表中的數字是測量號碼。例如在時間相位1，具有測量號碼1和6的二回波是按相位編碼量1排列的。在步驟12中，對原始數據進逆付里葉變換，因此形成在時間相位(i)的圖像。通常采用快速付里葉變換。當對于所有五個時間相位都分別進行處理后，可以得到每次心跳五幀的心臟跳動的圖像。
在表2中，有幾種情況，在相同的時間相位將多個回波排為相同的相位編碼量。在這種情況下，通過對各回波進行平均，可以改善回波的S/N比，因而可以改善圖像的S/N比。
由于人體活動的波動。可能產生回波的遺漏。在s(p)被抑制的情況下，在大的相位編碼量時，發生遺漏的或然率高。在這種情況下，利用另一個回波補償遺漏的回波，因此，能夠得到具有高圖像質量的圖像。例如，遺漏的回波可以用在不同時間相位的相同相位編碼量的回波來補償。在這種情況下，最好利用在最近的時間相位的回波。當無相同相位編碼量的回波時，可以代之以采用接近的相位編碼量的回波。按照另一種補償遺漏的回波的方法，可以利用一例如線性插值的插值處理，用在相同或接近的時間相位的有相同或接近的相位編碼量回波來補償遺漏的回波。
權利要求
1.一種利用磁共振的檢查裝置，包含一裝置，用于產生靜態磁場；一裝置，用于施加一形成靜態磁場梯度的梯度磁場；一裝置，用于向需檢查的對象施加高頻磁場；以及一裝置，用于檢測來自檢查對象的作為磁共振信號的回波；其中設有控制裝置，用于控制該施加梯度磁場的裝置和用于施加高頻磁場的裝置，并且該控制裝置具有一個程序，用于控制梯度磁場施加裝置和高頻磁場施加裝置以產生回波，形成一種相位編碼的梯度磁場編碼量，以及測量回波；以及具有向存儲器裝置存儲由測量該檢查對象活動的人體活動測量裝置輸出的人體活動信號，以及當執行程序時按照相同梯度磁場相位編碼量多次執行程序的步驟；并在改變梯度磁場相位編碼量的同時重復執行該步驟；以及當與其中梯度磁場相位編碼量的絕對值相對大的情況相比較該梯度磁場相位編碼量的絕對值相對小時，增加在該步驟中執行該程序的次數。
2.根據權利要求1所述的裝置，其特征在于人體活動測量裝置在執行該程序之前測量檢查對象活動的平均周期。
3.根據權利要求1或2所述的裝置，其特征在于當改變梯度磁場相位編碼量時執行的步驟中所執行該程序的次數，在橫座標軸的兩端的區域內即其中梯度磁場相位編碼量的絕對值大的區域內是常數；而在中心區域則為一比上述常數為大的常數。
4.根據權利要求1或2所述的裝置，其特征在于在改變梯度磁場相位編碼量時執行的步驟中所執行該程序的次數與梯度磁場相位編碼量的絕對值的幅值成反比變化。
5.根據權利要求1到4任何之一所述的裝置，其特征在于在該步驟中該程序的執行總時間不短于小梯度磁場相位編碼量時的平均周期。
6.根據權利要求1到5任何之一所述的裝置，其特征在于在該步驟中的該程序執行的總時間的平均值等于或大于該平均周期。
7.根據權利要求1到6任何之一所述的裝置，其特征在于所述人體活動測量裝置是心電圖儀。
8.根據權利要求1到6任何之一所述的裝置，其特征在于所述的人體活動測量裝置是呼吸監視器。
9.根據權利要求1到8任何之一所述的裝置，還包含用于從檢測的回波重建圖像的圖像重建裝置，其中該圖像重建裝置根據由人體活動測量裝置測量的人體活動的每個時間相位的各梯度磁場相位編碼量的順序重新調整檢測的回波。
10.根據權利要求9所述的裝置，其特征在于所述的圖像重建裝置增加在同一時間相位的同一梯度磁場相位編碼量的回波。
11.根據權利要求10所述的裝置，其特征在于所述的圖像重建裝置利用在另一時間相位的相同或接近的梯度磁場相位編碼量的回波，來補償遺漏回波的梯度磁場相位編碼量。
12.根據權利要求10所述的裝置，其特征在于所述的圖像重建裝置利用接近的梯度磁場相位編碼量的回波通過插值處理形成回波來補償遺漏回波的梯度磁場相位編碼量。
全文摘要
提供人體活動測量裝置,以及控制裝置以至少控制用于施架梯度磁場的裝置和用于施加高頻磁場的裝置。該控制裝置執行一程序來測量回波。當該梯度磁場相位編碼量較小時,按照相同梯度磁場相位編碼量執行的程度的執行次數,在該梯度磁場相位編碼量較小的情況下比在該梯度磁場相位編碼量較大的情況下要設置得大,以便在小的相位編碼的磁場中降低對圖像影響較大的回波測量發生遺漏的或然率,因此抑制贗像問題的發生。
文檔編號G01R33/48GK1194814SQ9810563
公開日1998年10月7日 申請日期1998年1月22日 優先權日1997年1月22日
發明者谷口陽, 岡健一, 川崎真司 申請人:株式會社日立制作所, 株式會社日立醫藥