本發(fā)明涉及一種對來自被檢體中的氫、磷等的核磁共振(以下，稱為NMR)信號進(jìn)行測定，并對核的密度分布、弛豫時(shí)間分布等進(jìn)行圖像化的磁共振成像(以下，稱為MRI)裝置中的、基于相位對比血管造影法(以下，稱為PC法)的血管成像技術(shù)，特別是涉及一種以時(shí)序連續(xù)進(jìn)行成像的電影PC法。

背景技術(shù)：

在作為使用了MRI裝置的血管描畫技術(shù)的MR血管造影中，有一種使用血液的橫向磁化的相位根據(jù)血流速度而偏移的原理對血流進(jìn)行圖像化的PC法(專利文獻(xiàn)1)。在PC法中，為了對保持速度的自旋賦予相位偏移，使用稱為流編碼脈沖的雙極性的梯度磁場。然后，取得施加正極性的流編碼脈沖而獲取的圖像與施加負(fù)極性的流編碼脈沖而獲取的圖像的復(fù)合差分，獲取反映了流速值的血管圖像。

自旋中產(chǎn)生的相位偏移依賴于流編碼脈沖的施加量(流編碼量)和血流的速度，通過對作為成像的對象的血流設(shè)定恰當(dāng)?shù)牧骶幋a量，從而能夠以高亮度描畫該血流。另外，由于相位偏移的量依賴于血流速度，因此，能夠利用這一原理，根據(jù)通過PC法得到的相位圖像求出血流速度。

如上所述，在PC法中，需要按照作為對象的血管的血流速度設(shè)定恰當(dāng)?shù)牧骶幋a量。通常，在MRI裝置中執(zhí)行PC法時(shí)，通過用戶設(shè)定與希望的血流速度對應(yīng)的值(稱為VENC)，從而設(shè)定流編碼量。在專利文獻(xiàn)1所述的技術(shù)中公開了如下方法：為了使血流速度不同的多個(gè)血管均描出高亮度，設(shè)定多個(gè)VENC，使用以各個(gè)VENC測量的回波信號，對按每VENC所作成的圖像進(jìn)行合成。

由于PC法適于血流速度的描出，因此，也應(yīng)用于在心動(dòng)周期內(nèi)的不同的時(shí)刻獲取血管圖像，描畫心動(dòng)周期內(nèi)的血流的變化的電影成像(專利文獻(xiàn)2)。在使用PC法的電影成像(以下，稱為電影PC成像)中，例如，能夠描出收縮期的初期和末期、舒張期的初期和末期等、與心動(dòng)周期相關(guān)聯(lián)的血流速度，在專利文獻(xiàn)2所述的技術(shù)中，將通過電影PC成像得到的心臟時(shí)相的血流速度信息應(yīng)用于通過其它成像序列得到的圖像中的血管描出。

現(xiàn)有技術(shù)文獻(xiàn)

專利文獻(xiàn)

專利文獻(xiàn)1：日本專利第5394374號公報(bào)

專利文獻(xiàn)2：國際公開第2011/132593號

非專利文獻(xiàn)

非專利文獻(xiàn)1：Proc.Intl.SOc.Mag.Reson.Med.20(2012)“Selective TOF MRA using Beam Saturation pulse

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

發(fā)明要解決的課題

如上所述，在PC法中，是按照作為成像對象的血管的血流速度或者流過對象組織的多個(gè)血管的平均血流速度設(shè)定流編碼量，但在進(jìn)行心臟或其附近的血管等的電影成像的情況下，流過那里的血流速度會對應(yīng)心動(dòng)周期大幅變化。

因此，例如在使用參考了心動(dòng)周期的平均流速或者最大流速的一個(gè)流編碼量的情況下，可能會出現(xiàn)例如對象血管在收縮初期中被高亮度地描出，但在其以外的期間中被低亮度地描出這一情況。因此，在對通過電影PC成像而得的血流速度進(jìn)行解析，計(jì)算出血管動(dòng)態(tài)等諸量的情況下，不能高精度地求出包含血流速度的這些諸量。

專利文獻(xiàn)1中公開了考慮血流速度不同的多個(gè)血管的血流速度以多個(gè)VENC值成像的技術(shù)，但該技術(shù)不能對應(yīng)以隨時(shí)間變化的血流為對象的電影成像中的血流描出性能降低的問題。

本發(fā)明的課題在于，在使用電影PC法進(jìn)行成像時(shí)，以各心臟時(shí)相得到高血管描出性能的圖像。還將得到血管描出性能高并且能夠掌握隨時(shí)間的血流速度的變化的電影圖像作為課題。

用于解決課題的手段

為了解決上述課題，本發(fā)明提供一種MRI裝置，其在使用電影PC法的成像中，具備按每一心臟時(shí)相變更VENC值的設(shè)定的功能。即，本發(fā)明的MRI裝置具備：磁共振成像部；控制部，其按照脈沖序列，對所述磁共振成像部進(jìn)行控制；和信號處理部，使用所述磁共振成像部所收集的磁共振信號和與檢查對象的周期性運(yùn)動(dòng)關(guān)聯(lián)的時(shí)相信息，作成所述檢查對象的圖像，所述控制部具備包含流編碼脈沖的施加且按每所述時(shí)相獲取回波信號的成像序列作為所述脈沖序列，進(jìn)行使所述成像序列中的流編碼脈沖的施加量(流編碼量)在至少兩個(gè)時(shí)相中不同的控制。

另外，本發(fā)明的血流描畫方法的特征在于，參考與檢查對象的周期性運(yùn)動(dòng)關(guān)聯(lián)的時(shí)相信息，執(zhí)行包含流編碼脈沖的脈沖序列，獲取按每時(shí)相的磁共振圖像，使流編碼脈沖的施加量在至少兩個(gè)時(shí)相中不同。流編碼脈沖的施加量根據(jù)流過檢查對象的血流的血流速度而不同。

發(fā)明效果

根據(jù)本發(fā)明，在電影PC成像中，優(yōu)化各個(gè)心臟時(shí)相的流編碼量，血管的描出性能及血流速度的測量精度提高。

附圖說明

圖1是表示應(yīng)用本發(fā)明的MRI裝置的整體結(jié)構(gòu)的圖。

圖2是控制部及運(yùn)算部的功能框圖。

圖3是表示PC法的脈沖序列的一例的圖。

圖4是表示使用圖3的PC法的脈沖序列的電影PC序列的圖。

圖5是表示一心動(dòng)周期中的血流速度的變化的圖。

圖6是表示第一實(shí)施方式的控制部及運(yùn)算部的動(dòng)作的流程。

圖7是表示第一實(shí)施方式中使用的預(yù)掃描序列的圖。

圖8是表示圖6的流程中包含的處理的詳細(xì)情況的流程的圖。

圖9中的(a)～(c)是分別表示處理中的預(yù)掃描數(shù)據(jù)的圖。

圖10中的(a)及(b)是分別表示第二實(shí)施方式中的本成像的時(shí)相與預(yù)掃描的時(shí)相的關(guān)系的圖。

圖11是表示作為第三實(shí)施方式的預(yù)掃描使用的二維空間選擇性激發(fā)法的序列的圖。

圖12是表示第三實(shí)施方式的控制部及運(yùn)算部的動(dòng)作的流程的圖。

圖13是表示在第三實(shí)施方式的預(yù)掃描中用于指定二維激發(fā)區(qū)域的UI的圖。

圖14是表示第三實(shí)施方式中的本成像的時(shí)相與預(yù)掃描的時(shí)相的關(guān)系的圖。

圖15是對第四實(shí)施方式中使用的回顧性成像方法進(jìn)行說明的圖。

圖16是表示各實(shí)施方式中通用的GUI的實(shí)施方式的圖。

具體實(shí)施方式

本實(shí)施方式的MRI裝置具備：磁共振成像部，其收集磁共振信號；控制部，其按照脈沖序列對磁共振成像部進(jìn)行控制；信號處理部，其使用磁共振成像部所收集的磁共振信號和與檢查對象的周期性運(yùn)動(dòng)關(guān)聯(lián)的時(shí)相信息作成檢查對象的圖像?？刂撇烤邆浒骶幋a脈沖的施加且按照每一所述時(shí)相獲取回波信號的成像序列(電影PC序列)作為脈沖序列，進(jìn)行使成像序列中的流編碼脈沖的施加量根據(jù)時(shí)相不同的控制。

另外，本實(shí)施方式的MRI裝置中，信號處理部具備脈沖計(jì)算部，所述脈沖計(jì)算部基于檢查對象中包含的流體的速度信息按每時(shí)相計(jì)算流編碼脈沖的施加量?？刂撇繀⒖济}沖計(jì)算部所計(jì)算出的流編碼脈沖的施加量，執(zhí)行包含流編碼脈沖的成像序列。

以下，參考附圖，對本實(shí)施方式的MRI裝置進(jìn)行說明。

圖1是本實(shí)施方式的MRI裝置的構(gòu)成圖。如本圖所示，本實(shí)施方式的MRI裝置100，作為磁共振成像部，具備：使被檢體101躺下的床112、在放置被檢體101的空間內(nèi)產(chǎn)生靜磁場的磁鐵102、在產(chǎn)生了靜磁場的空間內(nèi)產(chǎn)生梯度磁場的梯度磁場線圈103、對梯度磁場線圈103供給電力的梯度磁場電源109、對被檢體101施加高頻磁場的RF線圈104、對RF線圈104供給高頻信號的發(fā)送部110、接收被檢體101所產(chǎn)生的核磁共振信號(MR信號)的RF探頭105、對RF探頭105所接收的信號進(jìn)行檢測的信號檢測部106、和對MR信號進(jìn)行規(guī)定的信號處理的信號處理部107。

MRI裝置100還具備：使用從信號處理部107收取的信號進(jìn)行圖像重構(gòu)等運(yùn)算的運(yùn)算部108、對信號檢測部106、信號處理部107及發(fā)送部110等的動(dòng)作進(jìn)行控制的控制部111、顯示圖像等的顯示部113、和用于輸入控制部111的控制中所需的指令、信息的輸入部114。RF線圈104及RF探頭105配置在被檢體101的附近。在圖1中，RF線圈104及RF探頭105作為單獨(dú)的裝置表示，一個(gè)線圈也可以兼?zhèn)銻F發(fā)送用及接收用線圈。

梯度磁場線圈103由X、Y、Z三個(gè)方向的梯度磁場線圈構(gòu)成，根據(jù)來自梯度磁場電源109的信號產(chǎn)生分別正交的三軸方向的梯度磁場。發(fā)送部110具備高頻振蕩器及RF放大器，在控制部111的控制下，將信號發(fā)送到RF線圈104。由此，規(guī)定的脈沖形狀的高頻磁場脈沖被從RF線圈104施加到被檢體101。從被檢體101產(chǎn)生的、針對高頻磁場脈沖的響應(yīng)的高頻磁場作為回波信號被RF探頭105接收。信號檢測部106及信號處理部107具備正交檢波電路、A/D轉(zhuǎn)換器等，對RF探頭105所接收的回波信號進(jìn)行檢測，并將其作為數(shù)字信號即MR信號數(shù)據(jù)，傳送到運(yùn)算部108。

運(yùn)算部108對MR信號數(shù)據(jù)進(jìn)行補(bǔ)正處理、傅立葉變換等處理，生成圖像、頻譜波形等的顯示數(shù)據(jù)。在本實(shí)施方式中，運(yùn)算部108除生成上述的顯示數(shù)據(jù)的功能外，還具備對成像中所需的條件等進(jìn)行計(jì)算的功能。

顯示部113對運(yùn)算部108所作成的圖像等進(jìn)行顯示。輸入部114具備鍵盤、鼠標(biāo)等輸入裝置，接受由操作者進(jìn)行的指令的輸入。另外，輸入部114對來自安裝在被檢體101上的測量設(shè)備115的信息進(jìn)行輸入，并傳送到控制部111。作為測量設(shè)備115，有對體動(dòng)進(jìn)行測量的體動(dòng)計(jì)、對心臟的運(yùn)動(dòng)進(jìn)行測量的脈波計(jì)和心電圖儀等，其根據(jù)成像的目的被恰當(dāng)?shù)匕惭b在被檢體101上。在本實(shí)施方式中，采用對心臟的周期進(jìn)行測量的測量設(shè)備115，來自測量設(shè)備115的信息(時(shí)相信息)經(jīng)由輸入部114被控制部111收取。顯示部113和輸入部114兼作輸入操作者的指令、例如被檢體信息、成像條件的設(shè)定或成像的執(zhí)行和停止等的界面。

控制部111將輸入的成像條件轉(zhuǎn)換為與磁場施加相關(guān)的時(shí)序圖，并按照同一時(shí)序圖，對梯度磁場電源109、發(fā)送部110、信號檢測部106進(jìn)行控制，執(zhí)行成像?？刂频臅r(shí)間圖被稱為脈沖序列。脈沖序列根據(jù)成像的目的被預(yù)編程為多種，并收納在控制部111中具備的存儲器內(nèi)。在本實(shí)施方式中，作為脈沖序列，使用PC法的脈沖序列。

圖2是表示控制部111及運(yùn)算部108的功能的框圖。如圖所示，控制部111具備：對裝置整體的動(dòng)作進(jìn)行控制的主控制部1111、用于按照脈沖序列執(zhí)行成像的序列控制部1112、及對顯示部113中的顯示進(jìn)行控制的顯示控制部1113。運(yùn)算部108具備：圖像運(yùn)算部1081、脈沖運(yùn)算部1082及對成為運(yùn)算的對象的區(qū)域進(jìn)行設(shè)定的ROI設(shè)定部1083，脈沖運(yùn)算部1082對脈沖的施加量、特別是流編碼脈沖的施加量的計(jì)算、電影成像中的每一時(shí)相的數(shù)據(jù)進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化處理等(作為標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)計(jì)算部的功能)。

這些控制部111及運(yùn)算部108的各部能夠構(gòu)筑為由CPU201、存儲器202、存儲裝置203及用戶界面204構(gòu)成的系統(tǒng)，各部的功能能夠通過CPU201將預(yù)先收納在存儲裝置203內(nèi)的程序加載至存儲器202中并執(zhí)行來實(shí)現(xiàn)。另外，功能的一部分也能夠由ASIC(Application Specific Integrated Circuit)、FPGA(Field Programmable Gate Array)等硬件構(gòu)成。

接下來，參考圖3及圖4，對使用本實(shí)施方式的MRI裝置所采用的PC法的脈沖序列的電影成像進(jìn)行說明。

圖3是表示作為PC法的脈沖序列的一例的二維梯度回波(GrE)法的脈沖序列的一重復(fù)時(shí)間(TR)分的圖，圖4是對電影成像進(jìn)行說明的時(shí)間圖。圖3中，RF、Gs、Gp、Gr、Gvenc、Signal分別表示RF脈沖、限幅梯度磁場、相位編碼梯度磁場、頻率編碼梯度磁場、流編碼梯度磁場、及回波信號的軸。

在圖3的脈沖序列中，在施加限幅梯度磁場302的同時(shí)施加RF脈沖301，選擇性地激發(fā)希望的被檢體區(qū)域，繼而，施加相位編碼梯度磁場303，施加極性反轉(zhuǎn)的頻率編碼梯度磁場304，在規(guī)定的采樣時(shí)間內(nèi)對在負(fù)極性的頻率編碼梯度磁場304與正極性的頻率編碼梯度磁場304的施加量相同的時(shí)間點(diǎn)成為峰值的回波信號305進(jìn)行測量。以上的從RF脈沖301施加至回波信號305的測量，與基本的GrE法的脈沖序列相同，而在PC法的脈沖序列中，對其施加流編碼脈沖306。

由于流編碼脈沖306對存在于激發(fā)區(qū)域內(nèi)的流體、主要是血流自旋賦予使靜止部的自旋和相位不同的效果，因此，其軸Gvenc根據(jù)流體的流動(dòng)方向選擇X方向、Y方向及Z方向的希望的1至3的軸。

在流編碼脈沖306中，圖3中有實(shí)線所示的脈沖(將其稱為正極性的流編碼脈沖)和虛線所示的脈沖(將其稱為負(fù)極性的流編碼脈沖)，分別由正負(fù)一對梯度磁場構(gòu)成。正負(fù)一對梯度磁場僅是極性不同，施加量(絕對值)相等。另外，正極性的流編碼脈沖與負(fù)極性的流編碼脈沖的施加量也相等。此外，若脈沖的強(qiáng)度Gf一定，則脈沖的施加量S為強(qiáng)度Gf與施加時(shí)間Δt的積。重復(fù)進(jìn)行僅使用正極性的流編碼脈沖的回波信號測量、和僅使用負(fù)極性的流編碼脈沖的回波信號測量，進(jìn)行血管成像。

圖3的脈沖序列(一重復(fù)單元)的重復(fù)中，例如，以同一相位編碼繼續(xù)進(jìn)行使用正極性的流編碼脈沖的測量和使用負(fù)極性的流編碼脈沖的測量，將這些測量作為一組，一邊改變相位編碼，一邊重復(fù)進(jìn)行一組的測量，直至測量完設(shè)定的全部相位編碼的回波信號。

上述的PC法的脈沖序列中包含的流編碼脈沖是對橫向磁化賦予相位變化的脈沖，通過將其施加量(流編碼量)設(shè)為恰當(dāng)?shù)闹?，從而能夠使與其軸平行的方向的血流的自旋的相位與靜止部的自旋的相位的差增大，能夠提高血流的描畫性能。若將血流的速度設(shè)為V，則在與流編碼脈沖的軸平行的方向上流動(dòng)的血流自旋的相位偏移量φf以下式(1)、(2)表示。式(1)是使用正極性的流編碼的情況，式(2)是使用負(fù)極性的流編碼的情況。

φf(+)＝γ×(+)S×Ti×V (1)

φf(-)＝γ×(-)S×Ti×V (2)

式中，γ是磁旋比，S是構(gòu)成流編碼脈沖的一對梯度磁場中的一個(gè)梯度磁場的施加量。Ti是構(gòu)成流編碼脈沖的一對梯度磁場的各個(gè)中心間的時(shí)間間隔，在連續(xù)施加這些梯度磁場的情況下，成為與一個(gè)梯度磁場的施加時(shí)間相同的值。此外，由于V＝0，因此，無論流編碼量的大小如何，靜止組織的橫向磁化都不會受到相位偏移。

在將正極性的流編碼脈沖施加到希望的軸而獲取的圖像、與將負(fù)極性的流編碼脈沖施加到同一軸而獲取的圖像的復(fù)合差分圖像中，根據(jù)差分刪除來自靜止組織的信號，僅剩余來自血液的信號，得到血管圖像。

從相位展開的觀點(diǎn)考慮，在式(1)及式(2)的φf(+)與φf(-)的差為180°時(shí)，即，在φf＝±π/2的情況下，復(fù)合差分的絕對值最大。因此，若在指定成像對象的血管的平均流速V時(shí)，將流編碼量(Gvenc)設(shè)定為由下式(3)決定的值，則以最大值描畫其血管的信號強(qiáng)度。

Gvenc＝(γ×S×Ti)＝π/(2V) (3)

根據(jù)式(3)，在血流速度V小的情況下，使S或Ti變大，使Gvenc變大即可，在血流速度V大的情況下，使S或Ti減小，使Gvenc減小即可。在通常的PC法中，使用作為成像對象的血管的平均血流速度設(shè)定流編碼量Gvenc。

圖4表示使用上述的PC法的脈沖序列的電影成像序列(電影PC序列)的示例。圖4表示與心電圖的R波同步，并隨著自R波的經(jīng)過時(shí)間得到n心臟時(shí)相分的圖像的預(yù)期成像的情況。

時(shí)相的數(shù)量即心動(dòng)周期的分割數(shù)沒有限定，例如為20。假如將心動(dòng)周期設(shè)為1秒(1000ms)，則1心臟時(shí)相的期間為1000/20＝50ms，自R波的經(jīng)過時(shí)間將從0到50ms定義為第一心臟時(shí)相，同樣，將51-100ms定義為第二心臟時(shí)相。在各心臟時(shí)相中，圖3中所示的PC法的脈沖序列僅實(shí)施規(guī)定的次數(shù)。

若將圖3的脈沖序列的重復(fù)時(shí)間TR設(shè)為6～8ms，則能夠在1心臟時(shí)相內(nèi)重復(fù)6～8次。在流編碼的軸為1軸，將使用正極性的脈沖的測量和使用負(fù)極性的脈沖的測量設(shè)為1組的情況下，在1心臟時(shí)相內(nèi)能夠收集3相位編碼分的數(shù)據(jù)。若為相位編碼數(shù)64的圖像，則能夠約22秒得到一張圖像。通過定量解析該電影圖像，能夠得到通過設(shè)定的ROI的血流量、或血液摩擦血管壁的力即壁面剪切應(yīng)力等診斷上重要的諸量。

在此，考慮流過作為對象的區(qū)域的血流的平均速度，PC法的脈沖序列中使用的流編碼脈沖的施加量(流編碼量)在通常的PC法中設(shè)定為以高亮度描出其速度的血流的一定值。即，在MRI裝置中，按照設(shè)定的流編碼量決定圖像的動(dòng)態(tài)范圍。但是，由于在如上述那樣對心動(dòng)周期進(jìn)行分割得到每一時(shí)相的圖像的電影PC序列中，血流速度按每時(shí)相的圖像會出現(xiàn)變化，因此，在一定的流編碼量中，血管的描出性能會根據(jù)時(shí)相而降低。

圖5表示以電影PC序列得到的一心動(dòng)周期內(nèi)的血流速度的變化的示例。圖中，橫軸是自R波的經(jīng)過時(shí)間，縱軸是血流速度。如圖所示，在血流速度發(fā)生了大幅變化，且基于平均血流速度設(shè)定了流編碼量的情況下，血管的描出性能大幅降低。例如，在血流速度遲緩的時(shí)相中，信號值低，另外，在相對血流速度所設(shè)定的流編碼量大幅加速的時(shí)相中，通過相位的折返，與血流速度遲緩時(shí)同樣，信號值會降低。其結(jié)果，對血流速度進(jìn)行定量解析而得的諸量的可靠性也降低。

在本實(shí)施方式中，通過考慮心動(dòng)周期內(nèi)的血流速度的變化，使流編碼量在至少兩個(gè)時(shí)相中不同并使其變化執(zhí)行電影PC序列，從而，提高電影圖像中的血管描出性能。因此，本實(shí)施方式的MRI裝置中，控制部具備與成像序列不同的、在不同的時(shí)相獲取多個(gè)回波信號的預(yù)掃描序列，脈沖運(yùn)算部根據(jù)通過執(zhí)行預(yù)掃描序列將按每時(shí)相獲取的多個(gè)回波信號分別傅立葉變換而得的每時(shí)相的數(shù)據(jù)，計(jì)算出作為目的的速度信息。

預(yù)掃描只要得到表示電影PC序列的心動(dòng)周期內(nèi)的血流速度的變化的信息即可，可以有多種形式。以下，對預(yù)掃描的形式不同的各實(shí)施方式進(jìn)行說明。

＜第一實(shí)施方式＞

本實(shí)施方式的MRI裝置的特征在于，作為預(yù)掃描序列，使用除不包含相位編碼外與成像序列同種的脈沖序列、或僅包含低相位編碼的、與成像序列同種的脈沖序列。

本實(shí)施方式的MRI裝置的動(dòng)作的流程為：預(yù)掃描、使用了預(yù)掃描數(shù)據(jù)的流編碼量的決定、作為本成像的電影PC序列的執(zhí)行、圖像重構(gòu)，還可以包含通過電影PC序列得到的圖像的定量解析。

以下，參考圖6所示的流程對本實(shí)施方式的MRI裝置的動(dòng)作進(jìn)行說明。

＜＜步驟S101＞＞

首先，序列控制部1112設(shè)定預(yù)掃描的成像條件。圖7表示預(yù)掃描序列的一例。

圖7所示的預(yù)掃描序列與圖3所示的電影PC序列同樣，為包含流編碼梯度磁場的施加的PC法的序列，不包含相位編碼。另外，在此，優(yōu)選流編碼梯度磁場306的施加軸(施加的方向)設(shè)為與電影PC序列的流編碼梯度磁場相同的方向，也可以不一定相同。在圖7中，表示施加到限幅方向Gs、相位編碼方向Gp及引出方向Gr三個(gè)方向的軸的施加的情況，流編碼梯度磁場的軸也可以是1方向或2方向。

在步驟S101中，作為該預(yù)掃描的成像條件，除空間分辨率(引出方向的采樣數(shù))、TE、TR等參數(shù)外，還設(shè)定流編碼的方向、心臟時(shí)相數(shù)及流編碼量。

空間分辨率、TE、TR、及心臟時(shí)相數(shù)與其后實(shí)施的本成像即電影PC序列相同地設(shè)定。另外，也與成為成像的對象的區(qū)域相同。流編碼量設(shè)定一定值、例如對作為電影PC序列的對象的血管的血流速度(平均血流速度或者舒張期的血流速度等)最優(yōu)的值。即，在不進(jìn)行預(yù)掃描的情況下，讀入作為通常的電影PC序列的流編碼量預(yù)先注冊在存儲器中的標(biāo)準(zhǔn)的條件，并將其設(shè)定為預(yù)掃描的流編碼量。

此外，圖7中表示不包含相位編碼的預(yù)掃描序列，但預(yù)掃描序列也可以是包含低域的相位編碼的預(yù)掃描序列。在這樣的情況下，相位編碼可以是單向的也可以是雙向的，由此，得到2D數(shù)據(jù)或者3D數(shù)據(jù)。

＜＜步驟S102＞＞

序列控制部1112以設(shè)定的成像條件執(zhí)行預(yù)掃描。在被檢體屏息的狀態(tài)與心電圖同步執(zhí)行預(yù)掃描。在圖7中，下側(cè)表示預(yù)掃描序列，以虛線表示與心臟時(shí)相的關(guān)系。由于圖7所示的預(yù)掃描序列在三個(gè)流編碼方向上分別施加正極性及負(fù)極性的流編碼梯度磁場206，因此，需要6次(3×2)的重復(fù)，在1心臟時(shí)相獲取這6次的重復(fù)測量。例如，在將電影PC的成像條件設(shè)為心動(dòng)周期960ms，心臟時(shí)相數(shù)16時(shí)，每1心臟時(shí)相的時(shí)間成為60ms。為了在1心臟時(shí)相獲取6次的重復(fù)測量，每1次的時(shí)間為約10ms。

由于在近年的電影PC中TR為從6到8ms，因此，能夠在1心臟時(shí)相內(nèi)實(shí)現(xiàn)上述的預(yù)掃描。

此外，在預(yù)掃描獲取低頻區(qū)域數(shù)據(jù)的序列的情況下，例如，若能夠屏息10秒，則能夠在相位編碼方向上獲取10數(shù)據(jù)分的2D預(yù)掃描數(shù)據(jù)，另外，若能夠屏息20秒，則在相位編碼方向上能夠充分獲取4數(shù)據(jù)分，在限幅編碼方向上能夠充分獲取4數(shù)據(jù)分的3D預(yù)掃描數(shù)據(jù)。

通過預(yù)掃描獲取的數(shù)據(jù)收納在存儲器或者存儲裝置中，在接下來的步驟中，為了脈沖運(yùn)算部1082計(jì)算出電影PC序列的流編碼量而使用。

＜＜步騾S103＞＞

脈沖運(yùn)算部1082根據(jù)預(yù)掃描數(shù)據(jù)按照電影PC序列的每一心臟時(shí)相計(jì)算最優(yōu)的流編碼量。圖8表示步驟S103的詳細(xì)情況。通過步驟S102獲取的預(yù)掃描數(shù)據(jù)是針對正極性的流編碼脈沖及負(fù)極性的流編碼脈沖(兩者總稱為雙極性流編碼脈沖)的每一個(gè)，按照每一流編碼方向且按照每一心臟時(shí)相而得到的數(shù)據(jù)，數(shù)據(jù)數(shù)在上述的情況下為80(＝2×3×16)。

首先，作成這些預(yù)掃描數(shù)據(jù)的投影數(shù)據(jù)(S111)。接下來，關(guān)注投影數(shù)據(jù)的相位，在作為雙極性流編碼脈沖的對而獲取的投影數(shù)據(jù)間獲取差分(S112)。以下，將獲取該差分的數(shù)據(jù)作為預(yù)掃描的投影，在以下的說明中表現(xiàn)為P專業(yè)數(shù)據(jù)(Pro data)Pd(i)(其中，d為流編碼方向，Gs、Gp、Gr中的任一個(gè)(在此，為了方便設(shè)為x、y、z方向的任一個(gè))，i為心臟時(shí)相，為1～n)。

在圖9中示出預(yù)掃描數(shù)據(jù)與投影數(shù)據(jù)的關(guān)系。圖9(a)表示對通過預(yù)掃描獲取的回波信號和投影數(shù)據(jù)進(jìn)行分類的圖表，圖9(b)表示對P專業(yè)數(shù)據(jù)Pd(i)進(jìn)行分類的圖表。在使Pd(i)的作成在與電影PC相同的條件下進(jìn)行的情況下，Pd(i)的個(gè)數(shù)與電影PC的心臟時(shí)相數(shù)與流編碼的方向的積相等。即，在心臟時(shí)相數(shù)20內(nèi)使用正交三方向的流編碼的情況下，Pd(i)的個(gè)數(shù)成為60個(gè)。

一個(gè)方向(x方向)的P專業(yè)數(shù)據(jù)Pd(i)的一例如圖9(c)所示。此外，P專業(yè)數(shù)據(jù)Pd(i)為相位差圖像，其信號強(qiáng)度與相位差相同。在各時(shí)相的Pd(i)中，若設(shè)定的流編碼量合適，則成為對象的血管成為高信號。在本圖中，能夠通過心臟時(shí)相1的圖像確認(rèn)高信號，但在以后的心臟時(shí)相編號中，信號強(qiáng)度會逐漸變小。

因此，使用流編碼量與速度成反比(式(3))的關(guān)系，以在各心臟時(shí)相內(nèi)成為相同的高信號的方式對流編碼量進(jìn)行優(yōu)化。因此，首先，求出P專業(yè)數(shù)據(jù)Pd(i)的最大值Max_Pd(i)(S113)，使用此值通過下式(4)對各Pd(i)進(jìn)行標(biāo)準(zhǔn)化(S114)。

St_Pd(i)＝Max_Pd(i)/Pd(i) (4)

將這樣求出的“St_Pd(i)”稱為標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)。使用該標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)，在各時(shí)相內(nèi)通過下式(5)計(jì)算出最優(yōu)的流編碼量(Gvenc)(S115)。

Gvenc(i)＝Gvenc(0)×St_Pd(i) (5)

在此，Gvenc(0)是以預(yù)掃描序列設(shè)定的流編碼量。

計(jì)算出的流編碼量為了作為繼續(xù)執(zhí)行的電影PC序列的各時(shí)相的流編碼量使用而收納在存儲器中(S116)。

在使用多個(gè)軸的流編碼的情況下，針對各個(gè)軸，計(jì)算出各時(shí)相的標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)并收納在存儲器中。保存流編碼量的數(shù)據(jù)區(qū)域大小在現(xiàn)有方法中為1或3，而在本實(shí)施方式中，為“三方向×心臟時(shí)相數(shù)”個(gè)。

在使用多個(gè)軸的流編碼的情況下，不是按每軸獨(dú)立地求出標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)，可以使用通用的標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)。在這樣的情況下，如圖8中虛線所示的那樣，求出各個(gè)軸的最大值Max_Px(i)、Max_Py(i)、Max_Pz(i)中值最大的最大值Max_P(S118、S119)，通過式(6)計(jì)算出標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)“St_Pd(i)”。

St_Pd(i)＝Max_P/Pd(i) (6)

使用該標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)計(jì)算出每一時(shí)相的最優(yōu)流編碼量與按每軸獨(dú)立地求出標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)的情況相同。

此外，在步驟S113中，在求出最大值Max_Pd(i)時(shí)，優(yōu)選也計(jì)算出P專業(yè)數(shù)據(jù)Pd(i)的最小值Min_Pd(i)、或自成為最大值或最小值的心電圖R波的經(jīng)過時(shí)間(DT：延遲時(shí)間)等。最大值、最小值、及延遲時(shí)間與步驟S114中計(jì)算出的標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)一起收納在存儲器202(圖2)中(S116)。這些數(shù)值可以在對電影圖像進(jìn)行顯示時(shí)作為血流速度的指標(biāo)使用。

此外，由于根據(jù)獲取最大值的心臟時(shí)相的流編碼量計(jì)算出的血流速度可以看作其心臟時(shí)相的血流速度，因此，也可以根據(jù)其血流速度使用上述標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)計(jì)算出各心臟時(shí)相的血流速度或血流速度的最大值、最小值。

將這樣計(jì)算出的、各流編碼方向上的Pd(i)的最大值和最小值(或者血流速度的最大值和最小值)、及成為最大值和最小值的心臟時(shí)相的編號或自R波的經(jīng)過時(shí)間顯示在顯示部113上(S117)。由此，操作者能夠?qū)λ@示的數(shù)值進(jìn)行確認(rèn)，在判斷為值錯(cuò)誤的情況下，也可以再次實(shí)施預(yù)掃描(S120)。

以上為圖6的步驟S103的詳細(xì)情況。

＜＜步騾S104＞＞

返回圖6，序列控制部1112開始如圖4所示的電影PC序列。電影PC序列針對各時(shí)相也重復(fù)至收集到規(guī)定相位編碼數(shù)的回波信號。通過電影PC序列的執(zhí)行而測量到的回波信號收納在CPU201的存儲器202中。在存儲器202上，回波信號作為將心臟時(shí)相編號和流編碼方向設(shè)為維度的配列的要素分類。例如，在以心臟時(shí)相數(shù)20、流編碼三個(gè)方向的條件實(shí)施了電影PC的成像的情況下，根據(jù)獲取時(shí)的成像條件對回波信號進(jìn)行分類。此外，在步驟S104中，除不使用流編碼以外，也可以將與PC序列相同的序列作為參考序列執(zhí)行，在這樣的情況下，成為心臟時(shí)相數(shù)20和流編碼7種(流編碼3方向×雙極性且2模式+無流編碼)的數(shù)據(jù)配列的要素。

＜＜步驟S105＞＞

圖像運(yùn)算部1081對步驟S104中保存的數(shù)據(jù)配列的各要素實(shí)施傅立葉變換等圖像重構(gòu)處理，生成圖像數(shù)據(jù)。這些圖像數(shù)據(jù)中，在流編碼方向相同且極性不同的圖像數(shù)據(jù)的對(雙極性的對)間導(dǎo)出相位差分，并將其作為PD圖像數(shù)據(jù)PCd(i)保存。PD圖像是相位圖像，同時(shí)也可以作成絕對值圖像。PD圖像數(shù)據(jù)的數(shù)據(jù)數(shù)在心臟時(shí)相數(shù)20內(nèi)在流編碼三個(gè)方向的條件下成為60個(gè)圖像數(shù)據(jù)。另外，在對PD圖像數(shù)據(jù)PCd(i)進(jìn)行保存時(shí)，相對應(yīng)地保存步驟S103(S114)中導(dǎo)出的標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)St_Pd(i)。標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)例如優(yōu)選作為圖像數(shù)據(jù)的頭信息保存。使用通過參考序列得到的無流編碼的回波信號生成的圖像數(shù)據(jù)為通常的MR圖像，不適用上述的處理，作為參考圖像數(shù)據(jù)保存。

＜＜S106＞＞

通過步驟S105生成的圖像數(shù)據(jù)基于顯示控制部1113的控制，在顯示部113上作為電影圖像顯示。電影圖像中的各心臟時(shí)相的圖像在全部心臟時(shí)相內(nèi)有效使用動(dòng)態(tài)范圍，血管的信號強(qiáng)度被最大化。即，即使血流速度按照每心臟時(shí)相發(fā)生變化，各心臟時(shí)相的圖像也通常被描出為高信號。

另一方面，通過使全部時(shí)相的信號強(qiáng)度最大化，不能根據(jù)圖像的亮度值(信號強(qiáng)度)視覺上掌握血流速度，或者根據(jù)信號強(qiáng)度直接導(dǎo)出與血流速度或血流動(dòng)態(tài)相關(guān)的諸量。因此，在本實(shí)施方式中，與電影圖像一起顯示血流速度的指標(biāo)。作為血流速度的指標(biāo)，可以使用通過S115計(jì)算出的標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)。

對將標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)作為血流速度的指標(biāo)進(jìn)行顯示的意義進(jìn)行說明。

在使流編碼量一定進(jìn)行電影PC成像的情況下，信號強(qiáng)度與血流速度成正比地變化。這一變化與血流描出性能的降低相關(guān)，另一方面，利用血流速度與信號強(qiáng)度成正比的性質(zhì)，根據(jù)顯示的一連的電影PC圖像通過目視對高信號的圖像進(jìn)行確認(rèn)，能夠確定血流速度快的心臟時(shí)相。在本實(shí)施方式的MRI裝置中，由于流編碼量以在各心臟時(shí)相內(nèi)信號強(qiáng)度成為高信號的方式進(jìn)行變更，因此，通過目視不能確認(rèn)血流速度快的心臟時(shí)相。標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)是用于使與血流速度成正比按每一時(shí)相進(jìn)行變化的信號強(qiáng)度(Pd(i))一致為一定值的系數(shù)，其與速度的倒數(shù)成正比。因此，將標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)作為圖像的頭信息進(jìn)行保存，另外，通過顯示，能夠?qū)⑴c根據(jù)信號強(qiáng)度不能辨別的每一心臟時(shí)相的速度的變化相關(guān)的信息提供給用戶。

以血流速度100cm/秒的心臟時(shí)相1和血流速度25cm/秒的心臟時(shí)相2為例對具體的例進(jìn)行說明。電影PC圖像(對象血管的圖像、以下相同)的信號強(qiáng)度為相位值，其動(dòng)態(tài)范圍通常為±180度。因此，在使流編碼量設(shè)為一定的情況下(現(xiàn)有方法)，在將心臟時(shí)相1(血流速度100cm/秒)的電影PC圖像的信號強(qiáng)度設(shè)為180時(shí)，成為心臟時(shí)相2(血流速度25cm/秒)的電影PC圖像的信號強(qiáng)度45。在現(xiàn)有方法中雖沒有標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)這一概念，但若在該電影PC圖像中應(yīng)用標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)，則與心臟時(shí)相1及心臟時(shí)相2一起成為“1”。

另一方面，在本實(shí)施方式中，使流編碼量按照每一心臟時(shí)相進(jìn)行變更，與心臟時(shí)相1、心臟時(shí)相2一起將電影PC圖像的信號強(qiáng)度設(shè)為180。即，在心臟時(shí)相1(血流速度100cm/秒)中，電影PC圖像為信號強(qiáng)度180、標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)1，在心臟時(shí)相2(血流速25cm/秒)中，電影PC圖像成為信號強(qiáng)度180、標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)4。這樣，在本實(shí)施方式中，能夠有效地應(yīng)用動(dòng)態(tài)范圍，通過全部時(shí)相的電影PC圖像能夠以高亮度描出血流，并能夠通過標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)掌握各時(shí)相中的血流速度。

此外，作為血流速度的指標(biāo)，能夠代替標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)或者加在標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)上，將標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)的倒數(shù)或各時(shí)相的電影PC序列的設(shè)定的流編碼量等作為圖像數(shù)據(jù)的頭信息承載，另外，也能夠?qū)ζ溥M(jìn)行顯示。

＜＜步驟S107＞＞

根據(jù)需要，對電影PC圖像數(shù)據(jù)進(jìn)行解析，并對與血流相關(guān)的諸量進(jìn)行計(jì)算。例如，根據(jù)由電影PC圖像數(shù)據(jù)得到的每一時(shí)相的血流速度(圖5所示的座標(biāo)圖)，能夠求出血流速度V(cm/s)的時(shí)間積分，能夠使用血管的截面積A(cm²)，根據(jù)式(7)計(jì)算出血流量Q(cm³)。

Q＝A×∫vdt (7)

此外，血管的截面積能夠作為ROI的面積求出。

另外，血液摩擦血管壁的力稱為壁面剪切應(yīng)力，作為流體的粘性系數(shù)與壁面中的速度斜度的積求出。

這樣，能夠使用電影PC的圖像數(shù)據(jù)定量地對血行動(dòng)態(tài)進(jìn)行解析。

如以上說明的那樣，根據(jù)本實(shí)施方式的MRI裝置，能夠通過預(yù)掃描計(jì)算出適用于作為本成像的電影PC成像的各時(shí)相的流編碼量，使其在至少兩個(gè)時(shí)相內(nèi)不同，并能夠按照電影PC成像的每一時(shí)相，使用最優(yōu)于此時(shí)的血流速度的流編碼量進(jìn)行成像。由此，根據(jù)時(shí)相使作為目的的血管的信號值降低，能夠解決求出的血流速度的精度降低的問題。另外，能夠遍及心動(dòng)周期整體地以高信號強(qiáng)度描出血管。

另外，根據(jù)本實(shí)施方式，在將電影PC圖像數(shù)據(jù)收納在存儲器或存儲裝置中時(shí)，通過承載成為血流速度的指標(biāo)的標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)或流編碼量作為各時(shí)相的電影PC圖像的附帶信息，能夠?qū)σ螂娪皥D像中的信號值的變化引起的血流速度的直觀的掌握進(jìn)行補(bǔ)償。

＜第二實(shí)施方式＞

本實(shí)施方式的MRI裝置也執(zhí)行與電影PC序列同樣的預(yù)掃描序列與第一實(shí)施方式相同，本實(shí)施方式的不同點(diǎn)在于，預(yù)掃描序列的時(shí)相數(shù)與電影PC序列的時(shí)相數(shù)不同。

電影PC序列及預(yù)掃描序列分別為圖4及圖7所示的、心電同步的預(yù)期成像序列。但是，預(yù)掃描序列的時(shí)相數(shù)比電影PC序列的時(shí)相數(shù)少。圖10表示電影PC序列的時(shí)相與預(yù)掃描序列的時(shí)相的關(guān)系。圖示的例表示預(yù)掃描序列的時(shí)相數(shù)為10，電影PC序列的時(shí)相數(shù)為20的情況(a)及預(yù)掃描序列的時(shí)相數(shù)為6，電影PC序列的時(shí)相數(shù)為20的情況(b)。

在本實(shí)施方式中，由于使用通過預(yù)掃描獲取的預(yù)掃描數(shù)據(jù)計(jì)算出電影PC序列的各心臟時(shí)相的流編碼量與第一實(shí)施方式同樣，因此，引用圖8的流程進(jìn)行說明。如圖8所示，首先，作成預(yù)掃描的投影數(shù)據(jù)(S111)，獲取投影數(shù)據(jù)中流編碼方向相同的雙極性流編碼的對的差分，計(jì)算出P專業(yè)數(shù)據(jù)Pd(j)(j在預(yù)掃描的心臟時(shí)相中為1～m)(S112)。

接下來，決定Pd(j)的最大值及最小值(S113)，使用最大值計(jì)算出按每一心臟時(shí)相的標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)(S114)。此時(shí)，在流編碼的方向?yàn)槎鄠€(gè)的情況下，根據(jù)全部方向的最大值及最小值，求出最大值及最小值，計(jì)算出標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)。使用該標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)計(jì)算出電影PC序列的各心臟時(shí)相的流編碼量(S115)。此時(shí)，標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)的數(shù)據(jù)數(shù)與預(yù)掃描的心臟時(shí)相數(shù)m相同，比應(yīng)計(jì)算出的流編碼量的數(shù)據(jù)數(shù)(與電影PC序列的心臟時(shí)相數(shù)n相同)少。因此，在進(jìn)行兩者的心臟時(shí)相的相對應(yīng)后，計(jì)算出流編碼量。

該相對應(yīng)考慮有多種方法。在一個(gè)方法中，例如，預(yù)掃描的時(shí)相(j)的時(shí)間內(nèi)包含的電影PC的時(shí)相(多個(gè))使用其預(yù)掃描的時(shí)相(j)的標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)。如圖10(a)所示，在電影PC的時(shí)相數(shù)為預(yù)掃描的時(shí)相數(shù)的整數(shù)倍的情況下，通過該方法進(jìn)行全部時(shí)相的相對應(yīng)。另外，如圖10(b)所示，在電影PC的時(shí)相(i)跨越至預(yù)掃描的兩個(gè)時(shí)相(j)、時(shí)相(j+1)或者(j-1)的情況下，使用兩個(gè)時(shí)相的標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)的平均值。

在圖10(b)所示的例中，電影PC的心臟時(shí)相4使用預(yù)掃描的心臟時(shí)相1和心臟時(shí)相2的平均值，電影PC的心臟時(shí)相7使用預(yù)掃描的心臟時(shí)相2和心臟時(shí)相3的平均值。平均可以是單純平均，也可以根據(jù)預(yù)掃描的時(shí)相與電影PC的兩個(gè)時(shí)相的重疊度進(jìn)行加權(quán)平均。加權(quán)例如導(dǎo)出相對電影PC序列中的心臟時(shí)相的時(shí)間中心的、與預(yù)掃描中的鄰接的兩個(gè)心臟時(shí)相中的時(shí)間中心的時(shí)間差，并按照比例對其時(shí)間差進(jìn)行加權(quán)。

如上所示，在使用標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)計(jì)算出流編碼量后，將其收納在存儲器中(S116)，繼而，將其作為執(zhí)行的電影PC的各心臟時(shí)相的流編碼量使用。其后，以按照每一心臟時(shí)相而設(shè)定的流編碼量執(zhí)行電影PC、以及進(jìn)行圖像重構(gòu)，與第一實(shí)施方式相同。

在本實(shí)施方式中，例如圖10(b)所示，將心動(dòng)周期分割為收縮期的前期/中期/后期、及舒張期的前期/中期/后期合計(jì)6個(gè)區(qū)間等，與電影PC成像中的心臟時(shí)相數(shù)相比，能夠大幅降低預(yù)掃描的心臟時(shí)相數(shù)。在這種情況下，也可以通過上述的方法使電影PC成像的心臟時(shí)相與預(yù)掃描的心臟時(shí)相相對應(yīng)。該實(shí)施方式在血流速度的變化小的成像對象中是有用的。

根據(jù)本實(shí)施方式，由于通過使預(yù)掃描的心動(dòng)周期的分割數(shù)減少，一心臟時(shí)相的間隔變長，因此，預(yù)掃描序列的參數(shù)設(shè)定的自由度高。另外，如在第一實(shí)施方式中說明的那樣，預(yù)掃描不僅可以采用不使用相位編碼的序列，也可以采用使用低域相位編碼的序列，但在本實(shí)施方式中，由于能夠使心臟時(shí)相的間隔變長，因此，能夠不延長用于預(yù)掃描的測量時(shí)間地獲取低域的預(yù)掃描數(shù)據(jù)。

＜第三實(shí)施方式＞

在本實(shí)施方式的MRI裝置中，作為預(yù)掃描序列，使用與電影PC序列不同種類的序列。具體來說，采用二維空間選擇性激發(fā)法的序列。二維空間選擇性激發(fā)法與限幅選擇梯度磁場與RF脈沖的組合引起的限幅面的激發(fā)不同，是組合2方向的振動(dòng)梯度磁場與RF脈沖(在此，稱為二維選擇RF脈沖)，選擇性地激發(fā)任意的圓筒狀區(qū)域，得到來自該區(qū)域的回波信號而進(jìn)行圖像化的成像方法。

此外，作為將二維空間選擇性激發(fā)法應(yīng)用于血管成像的例，例如在非專利文獻(xiàn)1中，有以抑制信號為目的使用二維空間選擇性激發(fā)法的例，本實(shí)施方式中，為了獲取預(yù)掃描數(shù)據(jù)而使用二維激發(fā)法。

圖11表示二維選擇性激發(fā)法的序列的一例。該序列除去了由虛線的四角圍成的與二維激發(fā)相關(guān)的部位，與圖7所示的預(yù)掃描序列相同，相同的要素用相同的符號表示。在該二維激發(fā)法的序列中，通過恰當(dāng)?shù)卦O(shè)定RF脈沖311的頻率及強(qiáng)度、Gp方向及Gr方向的梯度磁場波形312、313，能夠?qū)οＭ膮^(qū)域選擇性地進(jìn)行圖像化。

圖12表示本實(shí)施方式中的控制部111及運(yùn)算部108中的處理流程。在圖12中，與圖6及圖8所示的處理相同的處理用相同的符號表示，并省略詳細(xì)的說明。

＜＜步驟S201＞＞

控制部111接受經(jīng)由UI的用戶的區(qū)域設(shè)定。用戶例如參考定位用的圖像對關(guān)注血管進(jìn)行確認(rèn)，以與關(guān)注血管的行進(jìn)成正交的方式，選擇區(qū)域。作為關(guān)注血管，例如，可以列舉血管的分叉部和動(dòng)脈瘤。圖13表示選擇了關(guān)注血管的UI的一例。在圖13中，在下部中央稍稍靠右的血管上，以與血管行進(jìn)方向成正交的方式設(shè)定圓筒狀的區(qū)域120。由于通過使其與血管行進(jìn)正交，預(yù)掃描中使用的二維激發(fā)脈沖與血管內(nèi)的血流相交區(qū)域的體積變小，因此，能夠期待更準(zhǔn)確地測量關(guān)注血管中的血流速度。

在所選擇的區(qū)域的半徑和朝向確定時(shí)，對作為預(yù)掃描序列的二維空間選擇性激發(fā)法的序列進(jìn)行計(jì)算。具體來說，對二維激發(fā)脈沖和梯度磁場的波形進(jìn)行計(jì)算。該計(jì)算例如可以具有作為脈沖運(yùn)算部1082的功能，也可以具有作為序列控制部1112的功能。

＜＜步驟S101＞＞

對預(yù)掃描的TE、TR、心臟時(shí)相數(shù)、流編碼的方向等進(jìn)行設(shè)定。心臟時(shí)相數(shù)可以與作為本成像的電影PC序列的時(shí)相數(shù)相同，也可以不同。通常，由于在二維空間選擇性激發(fā)法中需要使TR比圖7所示的PC法序列長，因此，進(jìn)行對應(yīng)其減少心臟時(shí)相數(shù)的、導(dǎo)出TR的延長成為最小限的參數(shù)值等處理。

＜＜步驟S102～S106＞＞

在設(shè)定的條件下執(zhí)行使用二維空間選擇性激發(fā)法的預(yù)掃描，并使用獲取的預(yù)掃描數(shù)據(jù)執(zhí)行電影PC成像；和此時(shí)將VENC設(shè)定時(shí)計(jì)算出的標(biāo)準(zhǔn)化系數(shù)作為頭信息結(jié)合在電影圖像數(shù)據(jù)上與第一或第二實(shí)施方式相同，在步驟S103中，實(shí)施使通過預(yù)掃描得到的血流速度的結(jié)果與電影PC中的流編碼量相對應(yīng)的處理。該處理是用于由于在預(yù)掃描和電影PC中TR不同，因此，在預(yù)掃描和電影PC中心臟時(shí)相數(shù)、或者自各心臟時(shí)相的R波的延遲時(shí)間或期間產(chǎn)生差異的處理，可以通過與第二實(shí)施方式中的時(shí)相的相對應(yīng)同樣的方法進(jìn)行。

例如，如圖14所示，在心動(dòng)周期為1秒且電影PC的心臟時(shí)相數(shù)為20時(shí)，每1心臟時(shí)相的時(shí)間為50ms。在通過預(yù)掃描對于相同的心動(dòng)周期，將心臟時(shí)相數(shù)設(shè)為13的情況下，成為1心臟時(shí)相數(shù)76ms。在此，端數(shù)(50ms×20-76ms×13)的12ms作為第13心臟時(shí)相后的剩余時(shí)間分配。

在這樣的情況下，與預(yù)掃描和電影PC的各心臟時(shí)相相關(guān)地導(dǎo)出時(shí)間中心。在決定電影PC的心臟時(shí)相(i)的流編碼量的情況下，對具有電影PC的心臟時(shí)相(i)的時(shí)間中心和時(shí)間差最小的時(shí)間中心的預(yù)掃描的心臟時(shí)相(j)進(jìn)行判斷。接下來，參考預(yù)掃描的心臟時(shí)相(j)內(nèi)的血流速度，將換算出的流編碼量作為獲取電影PC的心臟時(shí)相(i)時(shí)的成像條件。

該處理在表示步驟S103的詳細(xì)情況的圖8的流程中插入S114與S115之間。

根據(jù)本實(shí)施方式，通過在預(yù)掃描中使用能夠?qū)A筒狀區(qū)域施加高頻磁場的二維空間選擇性激發(fā)法，能夠僅從關(guān)注血管收集預(yù)掃描數(shù)據(jù)。由此，能夠更準(zhǔn)確地測量關(guān)注血管中的血流速度，能夠?qū)⒆顑?yōu)的流編碼量應(yīng)用在電影PC的成像條件中。本實(shí)施方式特別適合于高精度地求出血管的血流速度重要的血管的分叉部和動(dòng)脈瘤。

＜第四實(shí)施方式＞

以上說明的第一～第三實(shí)施方式主要對應(yīng)用在按照自R波的經(jīng)過時(shí)間決定的心臟時(shí)相分配回波信號的預(yù)期的成像方法中的情況進(jìn)行了說明，這些實(shí)施方式也能夠適用于考慮心跳數(shù)的搖擺而決定的R波和以規(guī)定的心臟時(shí)相分割R波的時(shí)間間隔，并分配回波信號的回顧性的成像方法。

本實(shí)施方式中，也首先實(shí)施預(yù)掃描，并預(yù)先計(jì)算出電影PC成像的各心臟時(shí)相的流編碼量，將計(jì)算出的流編碼量設(shè)定為電影PC成像的各心臟時(shí)相的流編碼量。預(yù)掃描可以與電影PC成像相同，也可以為二維空間選擇性激發(fā)法的序列。另外，流編碼量的計(jì)算方法與第一實(shí)施方式同樣。在回顧性成像中，由于基于心動(dòng)周期的間隔的平均值，以預(yù)先設(shè)定的心臟時(shí)相數(shù)對心動(dòng)周期進(jìn)行分割，因此，在這些心臟時(shí)相中設(shè)定根據(jù)預(yù)掃描數(shù)據(jù)計(jì)算出的流編碼量。

圖15表示使用回顧性的成像方法的電影PC成像的一例。在圖15中，作為一例，表示6分割并測量3心動(dòng)周期中的全相位編碼的信號的情況。

在與心動(dòng)周期的平均值相同間隔的心動(dòng)周期1中，得到6心臟時(shí)相分的數(shù)據(jù)，在比平均值短的心動(dòng)周期2中，不能得到預(yù)定的心臟時(shí)相分的數(shù)據(jù)，在比平均值長的心動(dòng)周期3中，得到比預(yù)定的心臟時(shí)相分多的數(shù)據(jù)。在回顧性成像中，對于比平均值短的心動(dòng)周期或比平均值長的心動(dòng)周期，將在該心動(dòng)周期內(nèi)得到的數(shù)據(jù)分割為基于平均值設(shè)定的心臟時(shí)相數(shù)(在此，為6)，并作為各心臟時(shí)相的數(shù)據(jù)進(jìn)行處理。例如，在心動(dòng)周期2中，將5心臟時(shí)相分的數(shù)據(jù)分割為6心臟時(shí)相，另外，在心動(dòng)周期3中，將7心臟時(shí)相分的數(shù)據(jù)在6心臟時(shí)相分別作為1～6心臟時(shí)相的數(shù)據(jù)進(jìn)行處理。因此，雖然各心臟時(shí)相的數(shù)據(jù)中會產(chǎn)生缺損和剩余(重復(fù))，但會重復(fù)進(jìn)行測量，并對缺損的數(shù)據(jù)進(jìn)行補(bǔ)充。

在對缺損的數(shù)據(jù)進(jìn)行補(bǔ)充的情況下，優(yōu)先相位編碼量。例如，在心臟時(shí)相n中缺損相位編碼量的情況下，根據(jù)心臟時(shí)相n-1或心臟時(shí)相n+1等鄰接的心臟時(shí)相對數(shù)據(jù)進(jìn)行填補(bǔ)。此時(shí)，優(yōu)先采用心臟時(shí)相的時(shí)間差小的回波信號。在存在心臟時(shí)相的時(shí)間差相同的回波信號的情況下，采用流編碼量的差小的回波信號。另外，也可以使用在流編碼量的差超過了例如預(yù)先設(shè)定的閾值的情況下，不采用該心臟時(shí)相的回波信號這一規(guī)則。

另外，重復(fù)的數(shù)據(jù)刪除即可，但此時(shí)也最好采用的是，流編碼量與設(shè)定在應(yīng)填補(bǔ)的心臟時(shí)相的流編碼量的差小。

通過使用以上那樣的相位編碼量的缺損的填補(bǔ)和重復(fù)的刪除的規(guī)則，可以得到按每一心臟時(shí)相而設(shè)定的流編碼量差別不大的數(shù)據(jù)。

此外，作為數(shù)據(jù)填補(bǔ)的其它方法，也可以使用滿足相位編碼量和流編碼量的低頻區(qū)域(相位編碼量接近零的區(qū)域)的信號，并使用所謂半傅立葉處理對缺損的回波信號進(jìn)行推定。

根據(jù)本實(shí)施方式，在回顧性成像中，也可以防止依賴于心臟時(shí)相的血流的信號值的降低，并能夠提高血流描出性能。

＜顯示的實(shí)施方式＞

接下來，在實(shí)施上述的各實(shí)施方式中，對用于輸入成像條件等的UI和對運(yùn)算部中的運(yùn)算結(jié)果進(jìn)行顯示的顯示部的實(shí)施方式進(jìn)行說明。圖16表示顯示畫面的一例。

該畫面160分為輸入預(yù)掃描的條件的條件輸入部161、和顯示運(yùn)算部的結(jié)果的結(jié)果顯示部162，例如，顯示為選擇電影PC成像作為成像序列。

操作者經(jīng)由條件輸入部161輸入預(yù)掃描的種類、即使用與電影PC相同的條件，或者使用二維激發(fā)法。圖中的黑圈中所示的項(xiàng)目表示由操作者指定的項(xiàng)目，在本圖中選擇二維空間選擇性激發(fā)法。接下來，關(guān)于預(yù)掃描的心臟時(shí)相數(shù)，輸入：選擇“Auto”使用與電影PC相同的成像條件；或者選擇“Manual”使用與電影PC不同的值。在本圖中，選擇“Manual”，作為心動(dòng)周期的分割數(shù)，指定“6分割”。

在選擇二維空間選擇性激發(fā)法時(shí)，例如，顯示圖13所示的圖像，可以指定二維激發(fā)的位置。其后，若在設(shè)定的條件下執(zhí)行預(yù)掃描，則執(zhí)行圖6所示的步驟S103(圖8的流程)，脈沖運(yùn)算部1082所計(jì)算出的值作為校準(zhǔn)的結(jié)果顯示。即，自動(dòng)計(jì)算各流編碼方向中的血流速度的最大值和最小值、及自成為這些值的心電圖R波的延遲時(shí)間(DT)，顯示在顯示畫面內(nèi)。

這些數(shù)值除在通過運(yùn)算部108對與血流動(dòng)態(tài)相關(guān)的諸量進(jìn)行計(jì)算時(shí)使用外，也可以設(shè)為通過操作者確認(rèn)進(jìn)行預(yù)掃描的重新執(zhí)行等的指南。例如，雖然也可能有在血管重疊時(shí)等通過預(yù)掃描得到的數(shù)據(jù)的精度下降，成為錯(cuò)誤的值的情況，但可以通過顯示這些內(nèi)容在本成像前再次實(shí)施預(yù)掃描。

此外，圖16所示的顯示畫面是一例，也可以在該顯示畫面上顯示圖示的項(xiàng)目以外的項(xiàng)目或用于決定激發(fā)位置的圖像等。此外，對校準(zhǔn)結(jié)果的顯示方法也不僅是數(shù)值，也可以采用圖形的顯示等。

根據(jù)本實(shí)施方式，操作者能夠?qū)Φ谝弧谒膶?shí)施方式中說明的MRI裝置的動(dòng)作進(jìn)行自定義并執(zhí)行。

如以上說明的那樣，根據(jù)本實(shí)施方式的MRI裝置，能夠防止依賴于心臟時(shí)相的血流信號的降低，在全部心臟時(shí)相中提高血流的描出性能，并能夠高精度地進(jìn)行血流速度的計(jì)算等。

符號說明

100 MRI裝置

101 被檢體

102 靜磁場發(fā)生磁鐵

103 梯度磁場線圈

104 RF線圈

105 RF探頭

106 信號檢測部

107 信號處理部

108 運(yùn)算部

109 梯度磁場電源

110 發(fā)送部

111 控制部

112 床

113 顯示部

114 輸入部

115 測量設(shè)備

201 CPU

202 存儲器

203 存儲裝置

1081 圖像運(yùn)算部

1082 脈沖運(yùn)算部

1083 ROI設(shè)定部

1111 主控制部

1112 序列控制部

1113 顯示控制部