本發(fā)明涉及一種磁共振成像裝置(以下稱為“MRI”)，特別是涉及一種進行血流拍攝的MRI裝置。

背景技術：

使用MRI裝置，進行根據(jù)標記了血液的圖像(標記圖像)和未進行標記的圖像(控制圖像)的差分來描繪血流動力學狀況的拍攝。在這樣的拍攝中，能夠根據(jù)拍攝的定時來獲得血管圖像或灌注圖像。把這樣獲得的灌注圖像稱為磁共振(以下稱為“MR”)灌注圖像。灌注(perfusion)是指經(jīng)過某個器官或組織區(qū)域的毛細血管循環(huán)的血流。

作為MR灌注圖像的一個拍攝方法，具有動脈自旋標記法(Arterial Spin Labeling，以下稱為“ASL”)。在ASL中能夠無需造影進行拍攝從而生成MR灌注圖像。

作為ASL的例子，舉出在專利文獻1至3中記載的方法。

專利文獻1記載了為了取得標記圖像施加1個360°絕熱性(adiabatic)標記脈沖，為了取得控制圖像施加2個180°絕熱性(adiabatic)控制脈沖。專利文獻2記載了為了取得標記或控制圖像施加數(shù)百個高頻磁場(以下稱為“RF”)脈沖。專利文獻3公開了為了取得標記或控制圖像施加2個或3個RF脈沖。

現(xiàn)有技術文獻

專利文獻

專利文獻1：美國專利5846197號說明書

專利文獻2：美國專利7545142號說明書

專利文獻3：美國專利6285900號說明書

技術實現(xiàn)要素：

發(fā)明所要解決的課題

因為ASL不使用造影劑，所以具有非損傷性這樣的優(yōu)點，但是從ASL取得的血流動力學狀況描繪圖像存在未準確地評價灌注的情況。

作為這樣的未準確評價的原因，考慮了以下的情況。

1)在使用多個脈沖來對血液質(zhì)子進行標記或控制處理時，因為血液質(zhì)子進行移動，所以第2個RF脈沖及其之后的RF脈沖的施加位置產(chǎn)生偏移，標記以及控制變得有缺陷。

2)在拍攝關注區(qū)域時，在進行了標記以及控制處理后的血液質(zhì)子遍及關注區(qū)域之前或者從關注區(qū)域流出后排拍攝關注區(qū)域。

3)進行標記處理后直到遍及關注區(qū)域為止，進行了標記處理后的質(zhì)子的縱向弛豫進展，標記效果降低。

4)在彩色顯示關注區(qū)域的血流時，當預先固定了信號值的動態(tài)范圍時，根據(jù)取得的關注區(qū)域的信號值的大小，影響血流動力學狀況圖像的彩色顯示的準確性。

專利文獻1、2、3沒有公開針對上述問題的解決方法。

本發(fā)明的目的在于解決上述的問題點，并降低從ASL取得的血流動力學狀況描繪圖像的不準確性。由此，取得改善了SNR(Signal-to-Noise Ratio信噪比)的血流動力學狀況圖像，或者提高彩色顯示的血流動力學狀況圖像的可靠性。

解決課題的手段

為了達成上述目的，本發(fā)明使用血流速度來控制伴隨血流標記處理的血流動力學狀況拍攝脈沖序列、血流動力學狀況圖像的彩色顯示的閾值。

具體來說，本發(fā)明的MRI裝置具備靜磁場產(chǎn)生用磁鐵、高頻磁場產(chǎn)生部、傾斜磁場產(chǎn)生部、接收核磁共振信號的接收部、按照預定的脈沖序列控制所述高頻磁場產(chǎn)生部、所述傾斜磁場產(chǎn)生部以及所述接收部的控制部，其特征在于，所述脈沖序列包含標記血流(流動的血液)的多個高頻脈沖的施加、拍攝后續(xù)的血流的序列，所述控制部使用血流速度來控制所述多個高頻脈沖中的一個以上的高頻脈沖的施加位置。

另外，本發(fā)明的MRI裝置具備靜磁場產(chǎn)生用磁鐵、高頻磁場產(chǎn)生部、傾斜磁場產(chǎn)生部、接收核磁共振信號的接收部、按照預定的脈沖序列控制所述高頻磁場產(chǎn)生部、所述傾斜磁場產(chǎn)生部以及所述接收部的控制部，其特征在于，所述脈沖序列包含標記血流的高頻脈沖的施加、拍攝后續(xù)的血流的序列，所述控制部使用血流速度來控制標記所述血流后直到開始所述拍攝為止的時間以及/或者用于標記所述血流的高頻脈沖的施加位置。

另外，本發(fā)明的MRI裝置具備靜磁場產(chǎn)生用磁鐵、高頻磁場產(chǎn)生部、傾斜磁場產(chǎn)生部、接收核磁共振信號的接收部、按照預定的脈沖序列控制所述高頻磁場產(chǎn)生部、所述傾斜磁場產(chǎn)生部以及所述接收部的控制部、顯示血流描繪圖像的顯示操作部，其特征在于，所述脈沖序列包含標記血流的高頻脈沖的施加、拍攝后續(xù)的血流的序列，所述顯示操作部具備基于血流描繪圖像的信號強度的閾值進行彩色顯示的功能，使用血流速度來變更所述閾值。

發(fā)明的效果

通過本發(fā)明，能夠降低從ASL取得的血流動力學狀況描繪圖像的不準確性。由此，能夠取得改善了SNR的血流動力學狀況圖像，或者能夠提高彩色顯示的血流動力學狀況圖像的可靠性。

附圖說明

圖1是表示應用本發(fā)明的MRI裝置的全體概要的框圖。

圖2表示直到彩色顯示血流動力學狀況圖像為止的步驟的概要。

圖3是表示在相襯法中使用的序列的一個例子的說明圖。

圖4是血流速度圖表。

圖5說明標記或控制脈沖的一個例子。

圖6說明用于取得血流動力學狀況圖像的正式測量的一個例子。

圖7表示用戶接口的一個例子。

圖8是以實施方式1的整個控制部為主的框圖。

圖9說明RF脈沖施加位置的一個例子。

圖10說明由于血液質(zhì)子的移動而產(chǎn)生的RF脈沖施加位置的偏移。

圖11表示實施方式1的步驟。

圖12是以實施方式2、3、5的整個控制部為主的框圖。

圖13說明血流速度與PLD的關系。

圖14表示實施方式2的步驟。

圖15說明血流速度與標記或控制脈沖施加位置之間的關系。

圖16表示實施方式3的步驟。

圖17是以實施方式4的顯示操作部為主的框圖。

圖18表示血流速度和彩色條的一個例子。

圖19表示實施方式4的步驟。

圖20表示數(shù)據(jù)庫的一個例子。

圖21表示實施方式5的步驟。

具體實施方式

以下，參照附圖對本發(fā)明的實施方式進行說明。此外，在用于說明發(fā)明的實施方式的全部附圖中，具有相同功能的部分賦予相同的符號，并省略重復的說明。

首先，基于圖1來說明應用本發(fā)明的MRI裝置的一個例子的全體概要。

圖1是表示本發(fā)明的MRI裝置的一個實施例的全體結(jié)構(gòu)的框圖。該MRI裝置利用核磁共振(以下稱為“NMR”)現(xiàn)象來獲得被檢測體101的斷層圖像。如圖1所示，MRI裝置具備靜磁場產(chǎn)生磁鐵102、傾斜磁場線圈103以及傾斜磁場電源109、發(fā)送RF線圈104以及RF發(fā)送部110、接收RF線圈105以及信號檢測部106、信號處理部107、測量控制部110、全體控制部108、顯示操作部113、搭載被檢測體101在靜磁場產(chǎn)生磁鐵102的內(nèi)部搬出放入該被檢測體101的床體112。

靜磁場產(chǎn)生磁鐵102如果為垂直磁場方式則在與被檢測體101的體軸正交的方向上分別產(chǎn)生均勻的靜磁場，如果為水平磁場方式則在體軸方向上分別產(chǎn)生均勻的靜磁場，在被檢測體101的周圍配置了永磁方式、常導方式或超導方式的靜磁場產(chǎn)生源。

傾斜磁場線圈103由X、Y、Z的三個軸向的傾斜磁場線圈構(gòu)成，各個傾斜磁場線圈與驅(qū)動它們的傾斜磁場電源109相連接從而被供給電流。具體來說，分別按照來自后述的測量控制部111的命令來驅(qū)動各傾斜磁場線圈的傾斜磁場電源109，來向各個傾斜磁場線圈供給電流。由此，在X、Y、Z的三個軸向上產(chǎn)生傾斜磁場Gx、Gy、Gz。通過這些傾斜磁場的施加方法來決定被檢測體的拍攝截面，對信號賦予相位編碼以及頻率編碼。

在拍攝二維切片面時，在與切片面(拍攝截面)正交的方向上施加切片傾斜磁場脈沖(Gs)來設定針對被檢測體101的切片面，并且在與該切片面正交且相互正交的剩余兩個方向上施加相位編碼傾斜磁場脈沖(Gp)和頻率編碼(導出)傾斜磁場脈沖(Gf)，來在回波信號中編碼各個方向的位置信息。

發(fā)送RF線圈104是向被檢測體101照射RF脈沖的線圈，與RF發(fā)送部101相連接，被供給高頻脈沖電流。由此，由構(gòu)成被檢測體101的生物組織的原子的原子核自旋誘發(fā)NMR現(xiàn)象。具體來說，根據(jù)來自后述的測量控制部111的命令驅(qū)動RF發(fā)送部110，來對高頻脈沖進行振幅調(diào)制，在進行放大后提供給靠近被檢測體101配置的發(fā)送RF線圈104，由此向被檢測體101照射RF脈沖。

接收RF線圈105是接收通過構(gòu)成被檢測體101的生物組織的原子核自旋的NMR現(xiàn)象而釋放的NMR信號(回波信號)的線圈，與信號檢測部106相連接。信號檢測部106進行通過接收RF線圈105接收到的回波信號的檢測處理。具體來說，通過靠近被檢測體101配置的接收RF線圈105來接收由于從發(fā)送RF線圈104照射的RF脈沖而感應出的被檢測體101的響應回波信號，按照來自后述的測量控制部111的命令，由信號檢測部106放大接收到的回波信號，并通過正交相位檢波分割為正交的二個系統(tǒng)的信號，對該正交的二個系統(tǒng)的信號分別進行預定數(shù)(例如128、256、512等)采樣，對各采樣信號進行A/D變換來變換為數(shù)字量，并傳送給后述的信號處理部107。因此，作為由預定數(shù)的采樣數(shù)據(jù)構(gòu)成的時間序列的數(shù)字數(shù)據(jù)(以下稱為回波數(shù)據(jù))而獲得回波信號。

信號處理部107針對回波數(shù)據(jù)進行各種處理，向測量控制部111發(fā)送處理后的回波數(shù)據(jù)。

測量控制部111是主要向傾斜磁場電源109、RF發(fā)送部110、信號檢測部106發(fā)送用于對重建被檢測體101的斷層圖像所需要的數(shù)據(jù)進行收集的各種命令，來控制它們的控制部。具體來說，測量控制部111在后述的全體控制部108的控制下進行動作，基于預定的脈沖序列來控制傾斜磁場電源109、RF發(fā)送部110、以及信號檢測部106，重復執(zhí)行RF脈沖和傾斜磁場脈沖向被檢測體101的施加以及來自被檢測體101的回波信號的檢測，收集為了重建與被檢測體101的拍攝區(qū)域有關的圖像所需要的回波數(shù)據(jù)。

作為預定的脈沖序列的例子，例如舉出了用于取得血流速度的脈沖序列、用于取得MR灌注圖像的脈沖序列。

全體控制部108進行測量控制部111的控制以及各種數(shù)據(jù)處理和處理結(jié)果的顯示以及保存等控制，具備在內(nèi)部具有CPU以及存儲器的運算處理部114、光盤、磁盤等存儲部115。具體來說，控制測量控制部111來執(zhí)行回波數(shù)據(jù)的收集。在輸入了來自測量控制部111的回波數(shù)據(jù)時，運算處理部114基于在該回波數(shù)據(jù)中施加的編碼信息，將其存儲到與存儲器的k空間相當?shù)膮^(qū)域中。把與存儲器的k空間相當?shù)膮^(qū)域中存儲的回波數(shù)據(jù)組也稱為k空間數(shù)據(jù)。然后，運算處理部114針對該k空間數(shù)據(jù)執(zhí)行信號處理、基于傅里葉變換的圖像重建等處理，將作為其結(jié)果的被檢測體101的圖像在后述的顯示操作部113中進行顯示并且記錄在存儲部115中。

在本說明書中，也將測量控制部111和全體控制部108合稱為控制部。

顯示操作部113包含顯示重建的被檢測體101的圖像的顯示部、輸入MRI裝置的各種控制信息和通過上述全體控制部108進行處理的控制信息的軌跡球、鼠標、鍵盤等操作部。該操作部靠近顯示部進行配置，操作者一邊觀察顯示部一邊通過操作部來交互地控制MRI裝置的各種處理。顯示部具有血流的彩色顯示功能，能夠在進行彩色顯示時顯示變更了其閾值后的圖像。

全體控制部108的各部以及顯示操作部113的各部能夠由CPU和存儲器來構(gòu)成。在存儲器中，預先存儲了用于執(zhí)行各功能的程序，CPU讀入并執(zhí)行存儲器的程序。結(jié)果，能夠?qū)崿F(xiàn)各部的動作。關于后述的全體控制部108以及顯示操作部113的處理步驟的說明，以作為軟件而實現(xiàn)的方式進行說明，但是在本實施方式中，并不限于軟件，也可以通過ASIC或FPGA等硬件來實現(xiàn)全體控制部108以及顯示操作部113的處理。

另外，本發(fā)明的MRI裝置能夠具備作為外部裝置的用于檢測被檢測體的身體運動、心電信息的身體運動心電信息檢測部。該身體運動心電信息檢測部具有安裝在被檢測體101上檢測被檢測體的身體運動、心電信息的傳感器部116；處理來自傳感器部116的信號，向測量控制部111發(fā)送該處理后的身體運動、心電信息的身體運動心電信息處理部117。如果身體運動心電信息檢測部檢測被檢測體的呼吸波形，則傳感器部116是檢測呼吸波形的傳感器，如果身體運動心電信息檢測部檢測被檢測體的心電信息，則傳感器部116是心電儀、心率計等。測量控制部111與通過身體運動心電信息檢測部檢測到的被檢測體的身體運動、心電信息同步地執(zhí)行脈沖序列(同步拍攝)。

此外，在圖1中，發(fā)送側(cè)的發(fā)送RF線圈104和傾斜磁場線圈103例如被設置為在插入被檢測體101的靜磁場發(fā)生磁鐵102的靜磁場空間內(nèi)，如果是垂直磁場方式則與被檢測體101相對，如果是水平磁場方式則包圍被檢測體101。另外，接收側(cè)的接收RF線圈105被設置為與被檢測體101相對或者包圍被檢測體101。

其次，根據(jù)上述的實施方式的全體結(jié)構(gòu)，主要說明控制部的動作的順序。

圖2表示本實施方式的動作順序的概要。

控制部進行用于獲得血流速度的血流速度測量(基準掃描)201的控制。把從基準掃描201取得的血流速度在全體控制部108中用于正式測量202的順序控制，在顯示操作部113中用于彩色顯示207。

關于取得血流速度的基準掃描201，例如能夠使用在血流速度描繪方面優(yōu)秀的PC法(Phase Contrast相襯法)的脈沖序列。圖3表示使用賦予與血流速度成比例的相位偏移的流動編碼脈沖的PC法的序列圖的一個例子。另外，圖4表示通過PC法獲得的血流速度圖表的一個例子。能夠從獲得的血流速度圖表中求出各被檢測體的平均血流速度?；蛘撸谶M行同步拍攝時不求出平均血流速度，而是可以求出期望的延遲時間(來自R波的延遲時間)的血流速度。

關于血流速度測量，不僅可以是使用了MRI裝置的測量，也可以是使用了其他設備的測量。另外，也可以在數(shù)據(jù)庫中持有被檢測體的身高、年齡、體重、性別等被檢測體信息與血流速度之間的一般關系，在用戶輸入了被檢測體信息的時間點訪問數(shù)據(jù)庫來取得血流速度，從而取代作為血流速度的測量。

其次，控制部控制用于取得血流動力學狀況圖像的正式測量202。正式測量202包含標記處理2021以及控制處理2024、在這些處理后進行的血流動力學狀況拍攝2022以及血流動力學狀況拍攝2025。此外，灌注圖像和血管圖像都包含在血流動力學狀況圖像中，但是在以下的說明中主要以灌注圖像為例進行說明。

正式測量202可以是能夠通過非造影取得血流動力學狀況圖像的公知方法。作為這樣的公知方法，舉出了ASL(Arterial Spin Labeling，動脈自旋標記)法。并且，作為ASL法的具體例子，舉出了PASL(Pulsed Arterial Spin Labeling，脈沖動脈自旋標記)、CASL(Continuous Arterial Spin Labeling，連續(xù)動脈自旋標記)、pCASL(Pseudo-Continuous Arterial Spin Labeling，偽連續(xù)動脈自旋標記)等。

標記處理2021是使選擇出的部位的自旋翻轉(zhuǎn)的處理，控制處理2024是使選擇出的部位的自旋的縱向磁化成為0度的處理。在標記處理2021或控制處理2024中，施加一個以上的高頻脈沖。標記處理2021或控制處理2024可以是公知的方法。作為公知的方法舉出了在能夠通過上述的非造影取得灌注圖像的公知方法中使用的標記/控制RF脈沖處理方法。

圖5表示標記處理2021用RF脈沖、控制處理2024用RF脈沖的例子。圖5(a)表示作為標記用RF脈沖使用兩個90度脈沖，并且作為控制使用90度脈沖和－90度脈沖的例子，圖5(b)是作為標記用RF脈沖使用了90度脈沖、180度脈沖、90度脈沖，作為控制使用了90度脈沖、180度脈沖、－90度脈沖的例子。在此，180度脈沖是用于使通過90度脈沖成為橫向磁化的質(zhì)子由于靜磁場(B0)不均勻而相位分散的質(zhì)子回聚的脈沖(回聚脈沖)。此外，RF脈沖的翻轉(zhuǎn)角以及施加數(shù)并不限于此。

血流動力學狀況拍攝2022或2025能夠采用可取得血管圖像或灌注圖像的公知的拍攝方法。關于公知的拍攝方法，舉出了自旋回波型回波平面成像法(SE－EPI)、快速自旋回波法(FSE)、梯度回波型回波平面成像法(GE－EPI)等。

參照圖6來說明圖2的標記處理2021以及控制處理2024的部位與血流動力學狀況拍攝2022以及2025的部位之間的關系。此外，雖然標記處理和控制處理是不同的處理，但是在圖中為了使說明變得簡單而合在一起表示。

關于進行標記處理2021或控制處理2024的部位，考慮從該部位向進行血流動力學狀況拍攝2022或2025的目的部位進行流動的血流的速度、進行標記處理2021或控制處理2024后直到進行血流動力學狀況拍攝2022或2025為止的時間距離602/空間距離603，對于進行血流動力學狀況拍攝2022或2025的目的部位，設定為血流的上游側(cè)的預定位置。

在此，時間距離602是指進行了標記處理2021或控制處理2024后直到開始進行血流動力學狀況拍攝2022或2025為止的時間。另外，空間距離603是指從血流動力學狀況拍攝2022或2025的位置開始到標記或控制處理RF脈沖施加位置為止的距離。

在通過多個RF脈沖對血流進行標記或控制處理時，時間距離602可以是最初或最后進行處理后直到開始拍攝為止的時間，空間距離603可以是從血流動力學狀況拍攝的位置開始到最初或最終的RF脈沖施加位置為止的距離。

時間距離602有時被稱為PLD(Post Label Delay貼標記延遲)。關于關注區(qū)域的拍攝，優(yōu)選進行了標記或控制處理后的血液質(zhì)子到達關注區(qū)域的時間，所以關于PLD優(yōu)選進行了標記或控制處理后的血液遍及整個關注區(qū)域的時間。另一方面，當PLD過長時，因為縱向弛豫進展，所以為了使縱向弛豫不進展而盡量短地進行設定。由于最佳的PLD根據(jù)被檢測體而不同，因此在臨床上優(yōu)選通過多個時間距離(PLD)來進行拍攝。

在正式測量202中，在選擇進行標記處理2021的部位，通過施加用于標記血流的RF脈沖來標記了血流后，在間隔了預定的時間距離602/空間距離603的位置，選擇目的部位來執(zhí)行用于進行血流動力學狀況拍攝2022的脈沖序列，取得圖像重建所需要的信號(圖2的2023)。

接著，在選擇進行控制處理2024的部位來施加了控制處理用的RF脈沖后，在間隔了預定的時間距離602/空間距離603的位置選擇相同的目的部位來執(zhí)行相同的血流動力學狀況拍攝2025的脈沖序列，并取得信號(2026)。取得根據(jù)在標記處理后取得的信號而重建的圖像(204)與根據(jù)在控制處理后取得的信號重建的圖像(205)之間的差分，由此獲得描繪血流動力學狀況的圖像(206)。

此外，無論標記處理2021和控制處理2024中的哪個在前都可以，還可以交互地進行從標記處理到信號取得(2021－2023)以及從控制處理到信號取得(2024－2026)，來最終取得圖像重建所需要的信號。

對獲得的圖像，即灌注圖像進行彩色顯示(207)。通過按照預定的閾值對信號的強度分配顏色來進行彩色顯示。表示彩色圖像顯示的閾值的彩色條也一同進行顯示。

此外，用戶能夠從圖7所示的用戶接口(UI)輸入正式測量所需要的拍攝條件、掃描參數(shù)。此時，還適當?shù)剌斎胙魉俣?、PLD、空間距離(未圖示)、用于標記/控制的高頻脈沖施加位置(未圖示)等信息。

以上，參照圖2等附圖說明了本實施方式的MRI裝置的動作概要，本實施方式將通過血流速度測量201獲得的結(jié)果反映到之后的正式測量202以及/或者彩色顯示207中，來提高灌注描繪的精度，作為血流速度的利用方式可取得若干方式。以下，說明利用方式不同的各實施方式。

<實施方式1>

實施方式1的MRI裝置的特征在于，控制部使用血流速度來控制多個高頻脈沖中的第二高頻脈沖及其之后的高頻脈沖的施加位置。另外，在實施方式1中，通過血流速度測量(基準掃描)201來取得標記或控制區(qū)域的血流速度。使用取得的血流速度來控制正式測量202的序列，從而在標記處理2021或控制處理2024中，使RF脈沖施加位置追蹤血流。具體來說，使用血流速度來控制標記血流的RF脈沖的第二RF脈沖及其之后的RF脈沖的施加位置。

在圖8中表示了以本實施方式的全體控制部108為主的功能框圖。在圖中，通過相同的符號來表示與圖1相同的要素，并省略說明。

如圖所示，全體控制部108具備標記或控制脈沖追蹤量計算部1081、序列調(diào)整部1082。

如下面說明的那樣，標記或控制脈沖追蹤量計算部1081使用標記或控制處理區(qū)域的血流速度來計算標記位置以及控制位置的變化量(追蹤量)。

序列調(diào)整部1082基于通過標記或控制脈沖追蹤量計算部1081獲得的計算結(jié)果，調(diào)整正式測量的序列。具體來說，序列調(diào)整部1082基于獲得的追蹤量，調(diào)整RF脈沖的頻率以及傾斜磁場施加量中的至少一方，來調(diào)整RF脈沖的施加位置。

掃描控制部1083控制掃描的開始、中止等動作。

下面說明由標記或控制脈沖追蹤量計算部1081進行的計算。

首先，參照圖9以及圖10，說明取決于血流速度，RF脈沖的施加位置發(fā)生偏移的情況。在此，作為一個例子，以使用兩個RF脈沖作為標記/控制用RF脈沖的情況為例進行說明。

標記用RF脈沖和控制處理用RF脈沖由多個且相同數(shù)量的RF脈沖構(gòu)成，為了難以受到B0不均勻的影響，盡可能短地設定脈沖間的間隔(參照圖5)。

但是，即便脈沖間的間隔短，由于在此期間血流進行移動，所以如圖9所示的現(xiàn)有技術那樣，在選擇相同部位901來進行了標記/控制處理時，并非正確地對相同的血流進行標記或控制處理，標記或控制存在缺陷。

使用圖10來具體地說明標記處理的缺陷。圖10表示作為RF脈沖使用了兩個90°脈沖的例子。首先，圖10(a)表示施加第一90°RF脈沖。圖中的1001是通過施加90°RF脈沖而選擇的區(qū)域。

接著，圖10(b)表示在Δt時間后施加第二90°RF脈沖。此時，因為區(qū)域1001中的血液質(zhì)子根據(jù)血流速度進行移動，所以通過第二90°RF脈沖自旋進行了翻轉(zhuǎn)(進行了標記處理)的區(qū)域只是區(qū)域1003。此外，區(qū)域1004是接受了第一RF脈沖處理而未接受第二RF脈沖處理的區(qū)域，另一方面，區(qū)域1002是未接受第一RF脈沖處理而接受了第二RF脈沖處理的區(qū)域。

在本實施方式中，通過使進行標記/控制處理的部位追蹤血流速度來進行移動，減少取決于血流速度的標記/控制處理的缺陷。

圖9(b)表示本實施方式的用于進行標記或控制處理的RF脈沖的施加位置。圖9表示了作為進行標記或控制處理的RF脈沖使用了2個90°脈沖的例子。在圖中，H意味著頭部(Head)，F(xiàn)意味著腳部(Foot)。在本實施方式中，在位置902施加了標記或控制處理的RF脈沖后，根據(jù)各被檢測體的血流速度使第二RF脈沖施加位置903追蹤血流。

為此，標記或控制脈沖追蹤量計算部1081如下那樣，計算標記或控制脈沖的追蹤量。

在將通過基準掃描求出的血流速度的平均值設為V_ave，將RF脈沖的間隔設為間隔(Interval)時，追蹤量Δd計算為：

Δd＝V_ave×Interval 式(1)

在標記/控制RF脈沖由三個以上(設為n個)構(gòu)成的情況下，可以針對前一個RF脈沖施加位置通過Δd計算出施加位置追蹤量，也可以針對第一RF脈沖施加位置計算為：

Δdi＝V_ave×Interval×(i-1)_{i＝3,4,···n} 式(2)

在由n個構(gòu)成的情況下，根據(jù)血流速度、標記厚度追蹤到m個(n≥m)為止，重復進行第1～第m的追蹤。

另外，在同步拍攝時，可以根據(jù)期望的延遲時間(來自R波的延遲時間)中的血流速度計算追蹤量。

使用圖11來說明本實施方式的MRI裝置以及控制部的步驟。

拍攝用于設定拍攝位置的定位圖像(步驟1101)。

使用在步驟1101拍攝到的定位圖像，針對操作者指定的區(qū)域進行血流速度測量(基準掃描)(步驟1102)。

基于通過基準掃描獲得的數(shù)據(jù)，通過流速解析來求出血流速度圖表，并計算血流速度(步驟1103)。

設定經(jīng)由顯示操作部113輸入的正式測量用掃描參數(shù)。此時，把在步驟1103求出的血流速度也作為掃描參數(shù)而輸入(步驟1104)。

標記/控制脈沖追蹤量計算部1081使用輸入的血流速度根據(jù)式(1)或式(2)計算標記或控制脈沖的追蹤量。序列調(diào)整部1082基于計算結(jié)果調(diào)整序列(步驟1105)。

通過啟動按鈕的輸入，開始正式測量的掃描(步驟1106)。即，進行圖2的標記處理2021、血流動力學狀況拍攝2022、控制處理2024、血流動力學狀況拍攝2025等。

測量控制部111收集數(shù)據(jù)(步驟1107)。

測量控制部111判斷通過在步驟1104中由操作者設定的參數(shù)而決定的預定數(shù)據(jù)量的取得是否完成，如果沒有完成向步驟1107前進，如果完成向步驟1109前進(步驟1108)。

運算處理部114對k空間數(shù)據(jù)進行傅里葉變換來重建二維或三維圖像(步驟1109)。

作為變形例子，如圖11的虛線箭頭所示，可以構(gòu)成為當在步驟1103中計算出血流速度的時間點，在序列中自動地反映追蹤量，開始步驟1106的正式測量(步驟1110)。

本實施方式將血流速度反映到正式測量的序列中，并且使進行標記或控制處理的RF脈沖施加位置追蹤血流，與現(xiàn)有方法相比能夠高效地對血流進行標記或控制處理。結(jié)果，能夠取得改善了SNR，可靠性高的血流動力學狀況圖像。

<實施方式2>

實施方式2的MRI裝置的特征在于，控制部使用血流速度來控制標記血流后直到開始拍攝為止的時間。即，在實施方式1中，使進行標記或控制處理的RF脈沖施加位置追蹤血流，但是在實施方式2中，不同點在于，在正式測量中的進行了標記或控制處理后直到開始拍攝為止的時間(PLD)的調(diào)整中使用血流速度。此外，血流速度包含從標記或控制處理區(qū)域開始直到拍攝區(qū)域為止的血流速度，但是并不限于此。

在固定了從拍攝位置開始直到施加標記或控制RF脈沖的位置為止的距離時，例如，在血流速度慢的情況下，相比血流速度快的情況到達關注區(qū)域需要時間。

進行了標記或控制后的血液質(zhì)子到達關注區(qū)域的時間根據(jù)被檢測體而不同，因此臨床上優(yōu)選通過多個時間距離(PLD)來進行拍攝。另一方面，由于通過多個PLD進行拍攝會導致拍攝時間的延長，因此從檢查時間的觀點來看存在不被允許的情況。

本實施方式利用通過基準掃描而取得的血流速度，通過最適合于被檢測體的PLD進行拍攝，由此可通過一次拍攝來取得可靠性高的血流動力學狀況圖像。即，通過使用血流速度調(diào)整PLD來控制血流拍攝的開始。此外，在本實施方式中，將PLD設為從施加多個標記或控制RF脈沖中的最后的RF脈沖開始直到開始拍攝為止的時間。

圖12表示以本實施方式的全體控制部108為主的功能框圖。在圖中，與圖1相同的要素通過相同符號來表示，并省略說明。全體控制部108具有數(shù)據(jù)庫1084、序列調(diào)整部1082。

全體控制部108訪問數(shù)據(jù)庫1084，取得最適合于通過基準掃描而取得的血流速度的PLD。

數(shù)據(jù)庫1084具有基于人體的標準模型的腦內(nèi)血流速度和PLD的關系的數(shù)據(jù)。式(3)表示腦內(nèi)的血流速度與PLD的關系的一個例子。

如圖13所示，式(3)表示進行了標記或控制的血液到達拍攝切片內(nèi)A的地點為止的時間。但是，圖13為了簡單而簡化了腦內(nèi)的血管行進。在此，V_ave1是直到血管的分支點為止的平均血流速度，V_ave2是從血管的分支點開始到拍攝切片內(nèi)A為止的平均血流速度，d1是從標記或控制RF脈沖施加位置開始到分支點為止的距離，d2是從分支點開始到拍攝切片內(nèi)A為止的距離。θ是分支的角度。另外，α表示在進行了標記的血流到達灌注區(qū)域后，直到呈現(xiàn)灌注信號為止的生物體各自的波動。根據(jù)式(3)和圖13，可知最佳PLD與血流速度密切相關。

在數(shù)據(jù)庫1084中，存儲了這樣的最佳PLD與血流速度的關系。

序列調(diào)整部1082在序列中反映根據(jù)上述的PLD與血流速度之間的關系式而取得的最佳PLD。

掃描控制部1083控制掃描的開始、中止等動作。

使用圖14來說明本實施方式的MRI裝置以及控制部的步驟。

拍攝用于設定拍攝位置的定位圖像(步驟1401)。

使用在步驟1401拍攝到的定位圖像，針對操作者指定的區(qū)域進行血流速度測量(基準掃描)(步驟1402)。

基于通過基準掃描獲得的數(shù)據(jù)，通過流速解析求出血流速度圖表，計算血流速度(步驟1403)。

設定經(jīng)由顯示操作部113輸入的正式測量用掃描參數(shù)。此時，還把在步驟1403求出的血流速度也作為掃描參數(shù)而輸入(步驟1404)。

全體控制部108對數(shù)據(jù)庫1084進行訪問，取得最適合于輸入的血流速度的PLD。序列調(diào)整部1082在序列中反映最佳的PLD(步驟1405)。

通過啟動按鈕的輸入，開始正式測量的掃描(步驟1406)。即，進行圖2的標記處理2021、血流動力學狀況拍攝2022、控制處理2024、血流動力學狀況拍攝2025等。

測量控制部111收集數(shù)據(jù)(步驟1407)。

測量控制部111判斷通過在步驟1104中由操作者設定的參數(shù)而決定的預定數(shù)據(jù)量的取得是否完成，如果沒有完成向步驟1407前進，如果完成向步驟1409前進(步驟1408)。

運算處理部114對k空間數(shù)據(jù)進行傅里葉變換來重建二維或三維圖像(步驟1409)。

作為變形例子，如圖14的虛線箭頭所示，可以構(gòu)成為當在步驟1403中計算出血流速度的時間點在序列中自動地反映最佳的PLD，開始步驟1406的正式測量的掃描(步驟1410)。

本實施方式利用被檢測體的血流速度，通過最適合于各被檢測體的PLD進行拍攝，由此能夠在一次拍攝中不影響血流速度而取得可靠性高的血流動力學狀況圖像。

<實施方式3>

實施方式3的MRI裝置的特征在于，控制部使用血流速度來控制用于標記血流的高頻脈沖的施加位置。即，實施方式2是根據(jù)血流速度來變更PLD的例子，但是實施方式3的不同點在于，在標記或控制處理RF脈沖施加位置(圖6的空間距離603)的調(diào)整中使用血流速度。

此外，血流速度包含從標記或控制處理區(qū)域開始直到拍攝區(qū)域為止的血流速度，但是并不限于此。

當PLD過長時，進行了標記處理的血液質(zhì)子的縱向弛豫進展，從而標記效果降低。另一方面，在考慮縱向弛豫而較短地設定了PLD時，會有流速慢的血液質(zhì)子未到達關注區(qū)域的情況。

本實施方式利用通過基準掃描而取得的血流速度，以最佳的空間距離來進行拍攝，由此不延長PLD(防止由于縱向弛豫導致的標記效果降低)而取得改善了SNR且可靠性高的血流動力學狀況圖像。

具體來說，使用從基準掃描取得的血流速度來對施加標記或控制RF脈沖的位置(以下稱為“標記或控制位置”)進行控制。

圖12表示以本實施方式的全體控制部108為主的功能框圖。在圖中，與圖1相同的要素通過相同符號來表示，并省略說明。全體控制部108的特征在于具有數(shù)據(jù)庫1084、序列調(diào)整部1082。

數(shù)據(jù)庫1084具有基于人體的標準模型的與血流速度與最佳的標記或控制位置之間的關系相關的數(shù)據(jù)。式(4)以及式(5)表示血流速度與最佳的標記或控制位置的關系的一個例子。此外，式(4)和式(5)中記載的α與在式(3)中說明的α相同。

式(4)以及式(5)都表示了通過預先設定的PLD1000ms進行拍攝時的血流速度與最佳的標記或控制位置的關系，根據(jù)被檢測體的不同，到血管分支點為止的平均血流速度V_ave1和V_ave1′不同。由此，如圖15(a)、(b)(為了簡單簡化了腦內(nèi)的血管行進)所示，從最適合于設定的PLD的標記或控制RF脈沖施加位置開始到分支點為止的距離d1與d1′不同。另外，也可能會有從分支點開始到拍攝切片內(nèi)A的地點為止的距離d2與d2′、分支的角度θ不同的情況。圖16為式(4)，圖16b為式(5)。

換而言之，在通過用戶設定的某個PLD進行拍攝時對于每個被檢測體最佳的標記或控制位置不同(參照標記位置A以及B)。在數(shù)據(jù)庫1084中存儲了這樣的血流速度與最佳的標記或控制位置之間的關系。

序列調(diào)整部1082基于從數(shù)據(jù)庫1084取得的最佳的標記或控制位置來調(diào)整RF脈沖的施加位置。

掃描控制部1083進行與實施方式2的說明相同的控制。

圖16表示本實施方式的MRI裝置以及控制部的動作。

步驟1601至步驟1604與實施方式2的步驟1401至步驟1404相同。

在步驟1605中，全體控制部108對數(shù)據(jù)庫1084進行訪問，取得最適合于輸入的血流速度的標記或控制位置，序列調(diào)整部1082在序列中反映最佳的標記或控制位置。

步驟1606至步驟1609與實施方式2的步驟1406至步驟1409相同。

如圖16的虛線箭頭的變形例子那樣，也可以構(gòu)成為在步驟1603中計算出血流速度的時間點在序列中自動地反映最佳的標記或控制位置(步驟1610)。

通過本實施方式，使用血流速度來調(diào)整標記或控制脈沖施加位置，由此針對用戶設定的PLD，不影響血流速度能夠取得改善了SNR的可靠性高的血流動力學狀況圖像。

此外，在實施方式2以及3中，說明了調(diào)整時間距離和空間距離中的一方的情況，也可以將實施方式2和實施方式3進行組合。即，可以控制PLD以及標記或控制脈沖施加位置，以使進行了標記或控制處理的血液質(zhì)子遍及整個關注區(qū)域，并且極力抑制進行了標記或控制處理的血液質(zhì)子的縱向弛豫的進展。

<實施方式4>

實施方式4的MRI裝置的特征在于，顯示操作部具備基于血流描繪圖像的信號強度的閾值進行彩色顯示的功能，并使用血流速度來變更閾值。即，實施方式4在顯示關注區(qū)域的圖像時(參照圖2的彩色顯示207)，將血流速度作為彩色圖像顯示的閾值來使用。即，血流速度包含從標記或控制處理區(qū)域開始到拍攝區(qū)域為止的血流速度，但是并不限于此。

進行了標記或控制處理的血液到達關注區(qū)域為止的時間對于每個被檢測體而不同。因此，在以相同的PLD進行了拍攝時，結(jié)果圖像的信號值對于每個被檢測體而不同。

在將這樣的結(jié)果圖像進行彩色顯示時，一般基于信號值和顏色(例如從紅色變?yōu)樗{色)的對應表(LUT)來進行彩色顯示，將表示信號值和顏色的對應的彩色條與分配了顏色的圖像一同顯示。例如，信號值越高越顯示紅色，信號值越低越顯示藍色。

如上所述，因為信號值取決于血流速度而進行變化，所以在固定了分配顏色的動態(tài)范圍(信號值的閾值)時，例如在信號值低的部分(藍色顯示)多時，無法辨別是虛血狀態(tài)的部分多，還是由于血流速度的原因藍色顯示變多，灌注的描繪能力降低。

本實施方式根據(jù)血流速度來變更信號值的閾值，從而不取決于血流速度，提高灌注的描繪能力。具體來說，使用血流速度針對每個被檢測體使結(jié)果圖像的彩色圖像顯示最佳化。例如，在血流速度慢(信號值比較低)時，減低閾值，在血流速度快(信號值比較高)時，升高閾值。

圖17表示以本實施方式的顯示操作部113為主的功能框圖。顯示操作部113包含操作部1131、彩色顯示閾值變更部1133、顯示部1132。從操作部1131輸入測量到的血流速度。彩色顯示閾值變更部1133基于輸入的血流速度使彩色條的閾值最佳化，并進行設定。

圖18表示根據(jù)血流速度變更閾值的例子。圖18(a)表示血流速度30cm/s時的彩色條，圖18(b)表示lk50cm/s時的彩色條，在彩色條顯示的刻度為信號值，對上側(cè)分配了紅色，對下側(cè)分配了藍色。

例如，在血流速度慢(30cm/s)信號值低所以藍色顯示多時，在圖18(a)中，將信號值的上限值設定為8000以及將下限值設定為1500。通過這樣使動態(tài)范圍變窄，即使信號強度小，也能夠不僅通過藍色直至紅色為止顯示灌注圖像。換而言之，能夠更加良好地使信號強度變化可視化。

另一方面，例如，在血流速度快(50cm/s)信號值高所以信號值從彩色條脫離時，將信號值的上限值設定為11000以及將下限值設定為1500。通過這樣使動態(tài)范圍變寬，能夠在彩色條的顯示內(nèi)更加正確地描繪灌注圖像。

顯示部1132基于設定的彩色條的閾值顯示血流動力學狀況圖像。

使用圖19來說明本實施方式的MRI裝置、控制部、顯示操作部的處理步驟。

拍攝用于設定拍攝位置的定位圖像(步驟1901)。

使用在步驟1901拍攝到的定位圖像，針對操作者指定的區(qū)域進行血流速度測量(基準掃描)(步驟1902)。

基于通過基準掃描而獲得的數(shù)據(jù)通過流速解析求出血流速度圖表，計算血流速度(步驟1903)。

設定經(jīng)由顯示操作部113輸入的正式測量用掃描參數(shù)。此時，把在步驟1903中求出的血流速度也作為掃描參數(shù)而輸入(步驟1904)。

通過啟動按鈕的輸入開始正式測量的掃描(步驟1905)。即，進行圖2的標記處理2021、血流動力學狀況拍攝2022、控制處理2024、血流動力學狀況拍攝2025等。

測量控制部111收集數(shù)據(jù)(步驟1906)。

測量控制部111判斷在步驟1904中由操作者設定的數(shù)據(jù)量的取得是否完成，如果沒有完成向步驟1906前進，如果完成向步驟1908前進(步驟1907)。

運算處理部114對k空間數(shù)據(jù)進行傅里葉變換來重建二維或三維圖像(步驟1908)。

顯示操作部113在彩色顯示重建后的圖像時，首先，彩色顯示閾值變更部1133根據(jù)在步驟1903計算出的血流速度來設定最佳閾值(步驟1910)。之后，顯示部1132使用設定的閾值來進行彩色顯示(步驟1909)。

也可以構(gòu)成為當在步驟1903計算出血流速度的時間點自動地反映彩色顯示的最佳閾值(未圖示)。

本實施方式通過使用血流速度來變更彩色顯示的閾值，能夠提高彩色顯示的血流動力學狀況圖像的可靠性。

上述的實施方式1至4可以單獨實施，或者也可以把從實施方式1至4選擇出的一個以上的實施方式進行組合來實施。特別是在不實施實施方式2以及3時，優(yōu)選將實施方式1和實施方式4組合來實施。

<實施方式5>

在實施方式1至4中，從基準掃描取得了血流速度(參照圖2的201)，在實施方式5中，說明還可用于從數(shù)據(jù)庫取得血流速度的情況。

即，實施方式5的MRI裝置的特征在于，控制部通過訪問保存了標準的血流速度信息的數(shù)據(jù)庫來獲得血流速度。在實施方式5中，不需要基準掃描的步驟，用于取得血流動力學狀況圖像的正式測量與實施方式1至4相同。

圖12表示以本實施方式的全體控制部108為主的功能框圖。在圖中，與圖1相同的要素通過相同符號來表示，并省略說明。全體控制部108具有數(shù)據(jù)庫1084、序列調(diào)整部1082。

關于數(shù)據(jù)庫1084，在數(shù)據(jù)庫中保存了被檢測體的身高、年齡、體重、性別、脈搏率與血流速度的一般關系。圖20表示數(shù)據(jù)庫的一個例子。圖20所示的情況劃分只是一個例子，還可以進行更細致的情況劃分。

全體控制部108對數(shù)據(jù)庫1084進行訪問，取得與通過顯示操作部113輸入的被檢測體信息相對應的血流速度。序列調(diào)整部1082使用取得的血流速度，如在實施方式1至3中說明的那樣調(diào)整序列。此外，雖然在圖中沒有表示，但是可以將取得的血流速度在實施方式4的彩色顯示閾值的變更中使用。

使用圖21來說明本實施方式的MRI裝置、全體控制部、顯示操作部的處理步驟。

拍攝用于設定拍攝位置的定位圖像(步驟2101)。

設定正式測量用的掃描參數(shù)(步驟2102)。

全體控制部108對數(shù)據(jù)庫1084進行訪問，取得與輸入的被檢測體信息相對應的血流速度。序列調(diào)整部1082基于取得的血流速度，如在實施方式1至3中說明那樣調(diào)整序列(步驟2103)。

步驟2104至步驟2107與實施方式1至4相同。

步驟2108的彩色顯示與彩色顯示207相同，能夠與實施方式4進行同樣的處理。

通過本實施方式，在從數(shù)據(jù)庫取得血流速度的情況下也可獲得與實施方式1至4相同的效果。

以上，說明了本發(fā)明的各實施方式，本發(fā)明如果是取得非造影的MR灌注圖像的方法，則能夠適用于二維拍攝方法、三維拍攝方法中的任意一個，另外，關于使用的脈沖序列，能夠采用自旋回波型回波平面成像法(SE－EPI)、快速自旋回波法(FSE)、梯度回波型回波平面成像法(GE－EPI)等公知的脈沖序列。

另外，本發(fā)明不僅適用于頭部，還可以適用于心臟、腎臟、肝臟、上肢、下肢等身體軀干全部。

以上，說明了本發(fā)明的若干實施方式，通過本發(fā)明能夠降低非造影灌注圖像的不準確性，能夠穩(wěn)定地取得SNR高的血流動力學狀況圖像。另外，能夠提高彩色顯示的血流動力學狀況圖像的可靠性。

符號的說明

102：靜磁場產(chǎn)生磁鐵、103：傾斜磁場線圈、109：傾斜磁場電源、104：發(fā)送RF線圈、110：RF發(fā)送部、105：接收RF線圈、106：信號檢測部、111：測量控制部(控制部)、108：全體控制部(控制部)、113：顯示操作部。