CN102247145B - 磁共振图像诊断装置及其控制方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了磁共振图像诊断装置及其控制方法。磁共振图像诊断装置具有：发生单元，发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场；设定单元，针对上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴，设定用于强调被检体关心区域的动脉及静脉血流所引起的信号下降的失相量；控制单元，针对由上述设定单元来设定了上述失相量的轴，利用含有与该失相量对应的失相梯度磁场脉冲的梯度回波脉冲序列，来控制上述发生单元。

Description

磁共振图像诊断装置及其控制方法

本申请是申请号为200710154718.6，申请日为2007年9月13日，发明名称为“磁共振图像诊断装置及其控制方法”的分案申请。

相关申请

本申请要求2006年9月13日提出的日本专利申请No.2006-248402和2007年5月18日提出的的No.2007-133193的优先权。

技术领域

本发明是关于适合将头部等磁化率强调图像(SWI图像：susceptibility-weighted imaging图像)摄像的磁共振图像诊断装置及其控制方法。

背景技术

为了敏锐地反映局部磁场不均而将关心区域中磁化率差异图像化的摄像法，由梯度回波法进行的T₂ ^*强调图像被广泛利用。T₂ ^*强调摄像应用于头部时，一般是进行由梯度矩置零(GMN：gradientmoment nulling)进行的重相(rephase)，排除血流给画质带来的影响后，得到T₂ ^*强调图像。T₂ ^*强调图像，由于回波时间越较长磁化率差异越能反映到对比度中，所以摄像时一般将回波时间设定地较长。另外，作为对磁化率变化比T₂ ^*强调更敏锐的摄像法，比如MagnReson Med 52：612-618，2004(以下称为第1文献)中提出的对绝对值图像实施相位强调处理的方法。

图14表示在切片、相位编码、读出这3轴进行1次GMN的3维(3D)梯度回波法的脉冲序列。在观察到回波信号(Echo)峰值的时刻，相移只由磁化率的差来产生时，其移动量与磁化率的差成比例。另外，不考虑磁化率引起的相位变化时，相当于回波时间(TE)的期间作为积分区间，施加梯度磁场所引发的自旋的相移量由下面的(1)式表示。

[公式1]

$-\mathrm{\γ}(r0\∫G\left(t\right)\mathrm{dt}+v0\∫G\left(t\right)\·\mathrm{tdt}+\frac{a0}{2}\∫G\left(t\right)\·t^2\mathrm{dt}+...)\·\·\·\left(1\right)$

这里，γ大致是2π×42.6MHz/T的磁致旋转比。G(t)是梯度磁场波形矢量，在切片、相位编码、读出各个轴中，与Gss、Gpe、Gro对应。r0、v0、a0分别表示时刻t＝0时自旋的位置、速度、加速度的矢量。

(1)式中的各项依次表示位置、速度、加速度所引起的相位变化，分别与0次、1次、2次的梯度矩(gradient moment)对应。(1)式中省略了3次以上的矩，但3次以上的高次矩也对相位变化起作用。

GMN是指，到某次为止的梯度矩在TE中决定G(t)，使之为例如0这样尽可能小的值，也叫做重相。但是，相位编码中，每个编码步骤中0次矩是变化的。因此，相位编码轴中的GMN时，TE中的矩，在0次是由每个编码步骤决定的某个值，1次以上是例如0这样尽可能小的值。具有流动自旋的血液等，只是0次的GMN时，在(1)式的1次以上的矩项中不进行重相，发生伴随流动的相位变化。因此，因相位的分散，血流的自旋矢量之和变小，信号不集中，血流呈现为低信号。这时，由于流速导致相位分散各不相同，有的血液相位分散不充分，不是十分低的信号，有时会成为产生血流引起的伪影的原因。因此，对头部进行T₂ ^*强调摄像中得到排除了血流等流动影响的图像时，必须至少进行1次以上的GMN。GMN进行到几次为止，取决于TE内G(t)在该次数能否重相，但越进行高次重相越能够降低流动的影响。

第1文献中，提出了对头部的T₂ ^*强调图像进行相位强调处理、以进一步强调磁化率的方法，上述头部T₂ ^*强调图像是利用对3轴进行1次重相的梯度回波法得到的，其内容如下。

相位强调处理前的原来的绝对值图像，是反映了由1次重相将血流影响排除的磁化率差异的图像。另外，着眼于相位数据时，(1)式中2次以上的矩没有进行重相。但是，由到1次为止的重相，血流等的流动影响大体可以排除，自旋的相移考虑到磁化率引起的相位变化占优势时，可以认为相移表示组织间的磁化率差异。根据相位数据制作相移越大信号值越低的相位掩模图像，并将其与绝对值图像多次相乘，能够得到使磁化率引起的相位变化更加强调的图像。由这种方法得到的图像，将组织间磁化率的差异作为对比度差来反映。头部中，由于脱氧血红蛋白浓度高的静脉血和氧合血红蛋白浓度高的周围组织之间磁化率的差异很大，所以对头部的T₂ ^*图像进行相位掩模处理后，能够得到静脉描绘提高的图像。该方法还报告了用于果敢静脉照影术(BLOD venography)等的有效性。

通过第1文献公开的技术，能够得到提高了静脉描绘能力的磁化率强调图像，但缺点是：与静脉相比、磁化率不均匀性较小的动脉的描绘能力没有得到提高，流动效果无法反映到对比度上。另外，第1文献所公开的技术中，为了提高静脉的描绘能力而必须多次进行相位掩模处理，因此，静脉与其附近的相位差更加被强调，导致静脉血管腔的过大评价和磁化率效应所伴随的伪影的强调等缺点。

第1文献所公开的技术中，能够生成反映了只由磁化率支配相位变化的相位掩模，但不进行2次以上的GMN、只进行1次重相，因此，无法防止具有搏动和复杂行走的血管的存在等中、由2次以上的矩所引起的伪影的发生。

发明内容

鉴于上述情况，第1，希望能够以较好的精度描绘出流动或者流动及磁化率的效果。

第2，希望能够再减少流动对相移的影响，提高静脉的描绘能力。

根据本发明第1方式的磁共振图像诊断装置，具有：发生单元，发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场；

设定单元，针对上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴，设定用于强调被检体的关心区域的动脉及静脉血流所引起的信号下降的失相(dephase)量；以及

控制单元，针对由上述设定单元设定了上述失相量的轴，利用含有与该失相量对应的失相梯度磁场脉冲的梯度回波脉冲序列，来控制上述发生单元。

根据本发明第2方式的磁共振图像诊断装置，具有：发生单元，发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场；以及

控制单元，控制上述发生单元，以便进行与上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴相关的自旋的1次至n次重相，同时实现使回波时间的长度适合消除被检体的关心区域的静脉相移的梯度回波脉冲序列，其中，n为2以上的整数。

根据本发明第3方式的磁共振图像诊断装置，具有：发生单元，发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场；

设定单元，针对上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴，设定用于强调被检体的关心区域的动脉及静脉血流所引起的信号下降的失相量；以及

控制单元，针对由上述设定单元来设定了上述失相量的轴，利用含有与该失相量对应的梯度磁场脉冲的非对称自旋回波脉冲序列，来控制上述发生单元。

根据本发明第4方式的磁共振图像诊断装置，具有：发生单元，发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场；

控制单元，控制上述发生单元，以进行与上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴相关的自旋的1次至n次重相，同时实现使回波时间的长度适合消除被检体关心区域的静脉相移的非对称自旋回波脉冲序列，其中，n为2以上的整数。

根据本发明第5方式的控制方法，是一种具有发生单元的磁共振图像诊断装置的控制方法，该发生单元发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场，其特征在于，

针对上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴，设定用于强调被检体关心区域的动脉及静脉血流所引起的信号下降的失相量，

针对设定了上述失相量的轴，利用含有与该失相量对应的失相梯度磁场脉冲的梯度回波脉冲序列，来控制上述发生单元。

根据本发明第6方式的控制方法，是一种具有发生单元的磁共振图像诊断装置的控制方法，上述发生单元发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场，其特征在于，

控制上述发生单元，以便进行与上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴相关的自旋的1次至n次重相，同时实现使回波时间的长度适合消除被检体关心区域的静脉相移的梯度回波脉冲序列，其中，n为2以上的整数。

根据本发明第7方式的控制方法，是一种具有发生单元的磁共振图像诊断装置的控制方法，上述发生单元发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场，其特征在于，

针对上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴，设定用于强调被检体关心区域的动脉及静脉血流所引起的信号下降的失相量，

针对设定了上述失相量的轴，利用含有与该失相量对应的梯度磁场脉冲的非对称自旋回波脉冲序列，来控制上述发生单元。

根据本发明第8方式的控制方法，是一种具有发生单元的磁共振图像诊断装置的控制方法，上述发生单元发生分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场，其特征在于，

控制上述发生单元，以便进行与上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴相关的自旋的1次至n次重相，同时实现使回波时间的长度适合消除被检体关心区域的静脉相移的非对称自旋回波脉冲序列，其中，n为2以上的整数。

根据本发明第9方式的磁共振图像诊断装置，具有：一种磁共振图像诊断装置，其特征在于，具有：

收集单元，收集在被检体中产生的磁共振信号，上述磁共振信号是通过向静磁场中的上述被检体施加分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场，并施加高频脉冲而产生的；

本扫描控制单元，使与上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴相关的自旋失相，同时使与至少1个轴相关的自旋的失相量在与1幅图像相关的上述磁共振信号的收集途中至少变化1次，并利用梯度回波脉冲序列控制上述收集单元。

根据本发明第10方式的控制方法，是一种具有收集单元的磁共振图像诊断装置的控制方法，上述收集单元收集被检体中产生的磁共振信号，上述磁共振信号是通过向静磁场中的上述被检体施加分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场，并同时施加高频脉冲而产生的，所述控制方法的特征在于，

使与上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴相关的自旋失相，同时使与至少1个轴相关的自旋的失相量在与1幅图像相关的上述磁共振信号的收集途中至少变化1次，并利用梯度回波脉冲序列控制上述收集单元。

本发明的附加对象和优点将会在下面的描述中说明，一部分将会从描述中明显看出，或者可能从本发明的实践中得到。下文中，通过结合各种手段，将会明确指出本发明的对象和优点。

本发明的附图是说明书的一部分，举例说明了本发明的结构，和上述整体描述以及下述具体描述一起说明本发明的原理。附图说明

附图说明

图1表示本发明第1及第2实施方式的磁共振成像装置的结构。

图2是由图1中主计算机16进行的第1实施方式中的处理流程图。

图3表示第1实施方式中的脉冲序列。

图4与图5一起表示重相与失相的序列差异。

图5与图4一起表示重相与失相的序列差异。

图6A-6C表示由第1实施方式得到的minIP图像和由以往方法得到的图像的一例。

图7A-7F表示改变b值生成的minIP图像的几个例子。

图8表示回波时间的调整例。

图9表示以往的SWI中，与垂直于静磁场方向的剖面相关的、由minIP得到的图像的一例。

图10表示将以往的SWI中忽略极性的相移强调所得到的图像、对垂直于静磁场方向的剖面、进行minIP后得到的图像的一例。

图11表示由第1实施方式得到的图像的一例。

图12表示第2实施方式中的脉冲序列。

图13表示非对称自旋回波脉冲序列的一例。

图14表示以往例的脉冲序列。

图15表示FSBB图像的一例。

图16表示FSBB图像的一例。

图17表示用于FSBB成像的图1中的主计算机处理顺序的流程图。

图18表示在图1中的显示器中显示准备图像的显示画面的一例。

图19表示本发明一实施方式中梯度磁场强度的每个编码步骤的变化状态。

图20表示本发明一实施方式中b值的每个编码步骤的变化状态。

图21表示本发明一实施方式中本扫描时脉冲序列的一例。

图22表示以往FSBB成像的脉冲序列的一例。

图23表示以穿通枝描绘为目的、改变b值同时摄像的头部图像例。

图24表示以穿通枝描绘为目的、由同一个b值摄像的头部图像例。

图25表示由相位对比法来摄像的图像的一例。

图26表示以往的b值设定情况的一例。

图27表示将b值维持为一定所必需的梯度磁场强度的变化。

具体实施方式

下面参照附图说明本发明第1至第3实施方式。

图1表示本发明第1及第3实施方式的磁共振成像装置(以下称为MRI装置)100的结构。

该MRI装置100具有：装载被检体200的床部；发生静磁场的静磁场发生部；用于向静磁场付加位置信息的梯度磁场发生部；收发高频信号的收发部；承担系统整体的控制及图像重建的控制·运算部。并且MRI装置100中，作为上述各部的结构要素，具有：磁铁1、静磁场电源(static power supply)2、匀场线圈(shim coil)3、匀场线圈电源(shim power supply)4、桌面5、梯度磁场线圈单元(gradientcoil unit)6、梯度磁场电源(static power supply)7、RF线圈单元8、发射器9T、接收器9R、定序器(顺序控制器)10、运算单元11、存储单元12、显示器13、输入器14、声音发生器15以及主计算机16。另外，MRI装置100与计测作为表示被检体200心时相信号的ECG信号的心电计测部连接。

静磁场发生部含有磁铁1和静磁场电源2。作为磁铁1，例如可以使用超导磁体和常导磁体。静磁场电源2向磁铁1提供电流。这样，静磁场发生部在送入被检体200的圆筒状空间(诊断用空间)中发生静磁场B₀。该静磁场B₀的磁场方向与诊断用空间的轴方向(Z轴方向)大致一直。静磁场发生部中还设置了匀场线圈3。该匀场线圈3，通过主计算机16控制下的匀场线圈电源4的电流供给，发生用于使静磁场均匀化的校正磁场。

床部将承载被检体200的桌面5送入诊断用空间或从诊断用空间送出。

梯度磁场发生部含有梯度磁场线圈单元6和梯度磁场电源7。梯度磁场线圈单元6设置在磁铁1的内侧。梯度磁场线圈单元6具有用于发生互相垂直的X轴方向、Y轴方向及Z轴方向的各梯度磁场的3组线圈6x、6y、6z。梯度磁场电源7在定序器10的控制下，提供用于使线圈6x、线圈6y、线圈6z发生梯度磁场的脉冲电流。梯度磁场发生部，通过控制由梯度磁场电源7提供给线圈6x、6y、6z的脉冲电流，合成作为物理轴的3轴(X轴、Y轴及Z轴)方向上的各梯度磁场，任意设定互相垂直的切片梯度磁场Gss、相位编码梯度磁场Gps以及读出(频率编码)梯度磁场Gre所构成的逻辑轴方向的各梯度磁场。切片、相位编码及读出的各梯度磁场Gss、Gps及Gre与静磁场B₀重叠。

收发部含有RF线圈单元8、发射器9T及接收器9R。RF线圈单元8设置在诊断用空间中被检体200附近。发射器9T及接收器9R与RF线圈单元8连接。发射器9T及接收器9R在定序器10的控制下动作。发射器9T向RF线圈单元8提供用于产生核磁共振(NMR)的拉莫尔频率的RF电流脉冲。接收器9R获取RF线圈单元8所接收到的回波信号等MR信号(高频信号)，并对其实施前置放大、中频转换、相位检波、低频放大或者滤波等各种信号处理后，进行A/D转换，生成数字数据(原始数据)。

控制·运算部含有定序器10、运算单元11、存储单元12、显示器13、输入器14、声音发生器15及主计算机16。

定序器10具有CPU及存储器。定序器10将从主计算机16送来的脉冲序列信息存储在存储器中。定序器10的CPU根据存储器中存储的序列信息，控制梯度磁场电源7、发射器9T及接收器9R的动作，并且一旦输入接收器9R输出的原始数据，就将其转送至运算单元11。这里，序列信息是指，使梯度磁场电源7、发射器9T及接收器9R按照一串脉冲序列动作所必需的所有信息，例如包含施加到线圈6x、6y、6z上的脉冲电流的强度、施加时间以及施加定时等相关的信息。定序器10的功能是，在主计算机16的控制下，利用包含与主计算机16所设定的失相量对应的失相梯度磁场脉冲的梯度回波脉冲序列，控制梯度磁场发生部。定序器10还有一个功能是，在主计算机16的控制下，控制梯度磁场发生部，使失相量不同地产生与同一切片相关的多组磁共振信号。

运算单元11通过定序器10输入接收器9R所输出的原始数据。运算单元11将输入的原始数据设置在内部存储器中设定的k空间(也称为傅立叶空间或频率空间)，将设置在该k空间的数据进行2维或3维的傅立叶转换后重建成实空间的图像数据。另外，运算单元11根据需要也可以实施与图像相关的数据合成处理和差分运算处理(也包含加权差分处理)。该合成处理包括对每个像素加像素值的处理、最大密度投影(MIP)处理、最小密度投影(minIP)等。另外，作为上述合成处理的其他例子，可以在傅立叶空间上进行多个帧的轴的整合后，合成这些多个帧的原始数据，得到1帧的原始数据。加法处理包括单纯加法处理、加法平均处理或加权加法处理等。

存储单元12存储重建后的图像数据、实施了上述合成处理和差分处理后的图像数据。

显示器13在主计算机16的控制下显示应向操作者提示的各种图像。作为显示器13，可以使用液晶显示器等显示装置。

利用输入器14输入操作者所希望的扫描条件、脉冲序列、与图像合成及差分运算相关的信息等的各种信息。输入器14将输入的信息发送到主计算机16。作为输入器14，可以适当地具有鼠标和轨迹球等位置指示装置、模式转换开关等选择装置、或者键盘等输入装置。

声音发生器15，在主计算机16发出指令时，将闭气开始及闭气结束的信息作为声音发出。

主计算机16具有通过实施预定软件顺序来实现的各种功能。其功能之一就是总括MRI装置100的各部的动作，以实现用已有的MRI装置实现的各种动作。上述功能之一就是，关于切片轴、相位编码轴及读出轴中至少1个轴，设定用于强调被检体200关心区域的动脉及静脉血流所引起的信号下降的失相量。上述功能之一，是控制定序器10，以便针对设定了失相量的轴，利用包含与该失相量对应的失相梯度磁场脉冲的梯度回波脉冲序列来进行磁共振信号的收集。上述功能之一是判定作为强调信号下降的对象的部位。上述功能之一，是控制定序器10，使失相量不同地产生与同一切片相关的多组磁共振信号。上述功能之一是控制运算单元11，以便根据多个磁共振信号分别生成与关心区域相关的多个准备图像。上述功能之一是控制显示器13，显示多个准备图像。上述功能之一是判定多个准备图像中操作者所期望的1个准备图像。上述功能之一是从根据磁共振信号求出的相移中减去组织已知磁化率所决定的相移量，以求出与组织的流动对应的相移。

主计算机16在位置决定用扫描等准备工作之后，实施成像扫描。成像扫描是收集图像重建所必需的回波数据组的扫描，这里设定为2维扫描。成像扫描可以并用根据ECG信号的心电门法进行。而且，该ECG门法根据情况，也可以不并用。

心电计测部含有ECG传感器17和ECG单元18。ECG传感器17附着在被检体200的体表，将被检体200的ECG信号作为电信号(以下称为传感器信号)检测出。ECG单元18对传感器信号实施包含数字化处理的各种处理后，向主计算机16及定序器10输出。作为该心电计测部，例如可以使用矢量心电计。该心电计测部中的传感器信号，在实施与被检体200心时相同步的扫描时，有必要时用于定序器10。

下面详细说明上述结构的MRI装置100的动作。

(第1实施方式)

下面说明第1实施方式。该第1实施方式与第1目的对应。

图2是第1实施方式中用于摄像的主计算机16的处理流程图。

步骤Sa1中，主计算机16指示定序器10进行数据收集。收到该指示后，定序器10如下述说明这样进行数据收集。

图3表示第1实施方式中的脉冲序列。图3所示的波形从上到下依次表示向摄像对象施加的高频脉冲(RF)、切片方向的梯度磁场波形(Gss)、相位编码方向的梯度磁场波形(Gpe)、读出方向的梯度磁场波形(Gro)以及回波信号(Echo)。

由图3可得知，第1实施方式中的脉冲序列按照梯度回波法，与图14所示的以往脉冲序列类似。但是，以往是进行重相以排除流动的影响，以便只由磁化率支配相移，然后进行根据梯度回波法的摄像；与之相对，第1实施方式中，进行失相以得到将流动强调后的图像，这一点是不同的。即，使各梯度磁场与图14不同，以产生失相。

图4及图5表示重相与失相的序列的差异，简单说明重相与失相的G(t)差异。为了简便，将G(t)作为矩形波表示。

RF施加时刻为0、回波时间(TE)为3，图4中以1个间隔的时间施加1、-2、1的梯度磁场强度，图5中以1.5间隔的时间施加-1、1的梯度磁场强度。这时，0次矩、即∫G(t)dt都为0。另外，求1次矩、即∫G(t)tdt时，图4中为0，G(t)为重相，而图5中为2.25，G(t)为失相。因此，图3所示的图中，重相与失相的差异在于，由摄像条件来决定值的Gss最初的梯形波和Gro最后的梯形波之外的各梯形波中的梯度磁场强度，即同时施加了梯度磁场Gss、Gpe、Gro的部分的梯度磁场强度不同。

重相控制梯度磁场，以消除引流动的影响引起的信号变动。重相时，校正血流的相位变化后，将血流信号作为没有降低的高信号来收集。与之相反，失相是积极地发生流动的影响所引起的信号变动。失相中，流动的血流等流动的自旋的相位分散因梯度磁场而更加加重。失相中，由于流动的自旋矢量之和变小，即流动信号中，振幅成分的衰减变得更大，所以流动信号被抑制，作为低信号而被收集。

图3中只图示了相当于1TE的期间。可以使用图3所示的将序列作为基础的自旋扭曲(spin warp)法、平面回波法和多重回波法中任意一种方法。自旋扭曲法中，每个比TE长的重复周期TR中重复RF激励和回波信号的收集。平面回波法中，对于每个重复周期TR的1次RF激励，收集与k空间的多条线相关的回波信号。多重回波法中，每个重复周期TR进行1次RF激励，同时对于这1次RF激励，收集与多个图像的k空间的同一条线相关的回波信号。

步骤Sa2中，主计算机16指示运算单元11，进行根据上述方式收集的数据的图像重建。根据该指示，运算单元11例如利用众所周知的方法进行图像重建。由该图像重建，得到振幅图像、相位图像及3D(3维)体数据。

步骤Sa3中，主计算机16指示运算单元11，进行与重建后的图像相关的内插处理。根据该指示，运算单元11例如利用众所周知的方法进行内插处理。该内插处理也可以省略。

步骤Sa4中，主计算机16指示运算单元11，生成合成图像。根据该指示，运算单元11生成振幅图像与相位图像的合成图像。例如，运算单元11根据相位图像生成表示了相移大的部分和小的部分的相位掩模图像。该相位掩模图像中，在相位图像上，相位超前(滞后)的部分的像素为0，没有相位差的部分的像素为1。即，相位图像是表示了磁化率变大的部分(相位不同的部分)和变小的部分。该相位掩模图像是通过对相位图像实施滤波处理来除去了低频成分的相位散乱的相位图像。作为滤波处理，有使相位图像通过高通滤波器(High-pass filter)的处理或者通过低通滤波器(low-pass filter)的对前后相位图像进行差分的处理等。运算单元11，通过将这样生成的相位掩模图像和振幅图像相乘规定次数(1次～多次)，能够得到更加强调磁化率引起的相位变化的SWI图像。该处理也可以省略。

步骤Sa5中，主计算机16指示运算单元11，生成显示用图像。根据该指示，运算单元11例如利用众所周知的方法生成显示用图像。该处理是将血管作为连续管来表现时进行的。作为该处理的方法，例如使用最大密度投影处理(MIP)、最小密度投影处理(minIP)或者加法投影等投影处理。第1实施方式中，振幅图像中，无论是动脉还是静脉，相对于周围组织，都是很低的图像值，所以minIP最合适。也可以进行表面抽出等后使用实体呈像和表面呈像。或者为了能够观察原图像信号，也可以使用剖面转换(MPR)。

步骤Sa6中，主计算机16将步骤Sa5中生成的显示用图像、振幅图像或相位图像等根据操作者的指示显示在显示器13中。

图6A表示在步骤Sa4中不进行相位强调处理、在步骤Sa5中使用minIP生成的显示用图像的一例。图6B表示由第1以往方法(第1文献)得到的图像的一例，上述第1以往方法是进行利用包含重相的梯度回波法的摄像。图6C是由第2以往方法得到的图像的一例，上述第2以往方法是对第1以往方法得到的图像进行相位强调处理。由图6A-6C可知，第1以往方法，即图6B的图像，血管的描绘能力非常低。与之相对，第2以往方法，即图6C的图像，静脉的描绘能力与第1以往方法相比提高了，但没有相移的动脉的描绘能力依然很低。并且第2以往方法，即图6C的图像中，重复进行了多次相位强调处理，导致脑实质部的S/N恶化。与之相对，由第1实施方式得到的图像，即图6A的图像，即使不进行相位强调处理，也能鲜明且如实地描绘出静脉和动脉，提高了描绘能力。而且，由于没有掩模处理这样的后处理，所以对脑实质部也能以高S/N描绘出。

这样，根据第1实施方式，不会产生静脉血管腔的过大评价和磁化率效应所伴随的伪影强调等缺点，能够以良好的精确度描绘出流动。

但第1实施方式中，根据失相量的不同，有可能会发生伪影。因此，最好将失相量调节到恰当的值，以便在充分强调血管的同时，又不产生伪影。

失相量可以由图4、图5的说明中使用的矩的偏移量来定义。或者失相量也可以由b值(b factor)来定义。矩的偏移量与b值在概念上不同，二者不是能够简单地进行单位转换的关系，但说明失相量的调节时，无论是利用矩的偏移量还是利用b值来论证，实质上都是一样的。因此，下面进行利用b值来定义失相量的说明。而且图4和图5的说明中使用矩的偏移量，是因为适用于用同样的单位来比较重相和失相。

b值作为梯度磁场波形矢量的积分的内积，由以下(2)式和(3)式来定义。

[公式2]

$b={\left(2\mathrm{\π}\right)}^2\underset{0}{\overset{\mathrm{TE}}{\∫}}k\left(t\right)\·k\left(t\right)\mathrm{dt}\·\·\·\left(2\right)$

$k\left(t\right)=\frac{\mathrm{\γ}}{2\mathrm{\π}}\underset{0}{\overset{t}{\∫}}G\left(t^{\′}\right){\mathrm{dt}}^{\′}\·\·\·\left(3\right)$

b值表示失相所伴随的信号下降，与失相量有关。未进行失相时的信号为S(0)，失相后的信号为S(b)时，每个组织里存在某个系数D，定义为以S(b)＝S(0)·exp(-bD)的关系、引发与b值对应的信号降低。

图7A-7F表示改变b值后如上述那样生成的minIP图像的几个例子。对图7A-7F的图像摄像时的b值分别为0.1sec/mm²、1sec/mm²、4sec/mm²、16sec/mm²、32sec/mm²、64sec/mm²。

由图7A-7F可得知，b值为0.1～64sec/mm²中任意一个时，都描绘出静脉及动脉。但是，比较图7E的图像和图7F的图像后可以得知，b值为64sec/mm²时，会产生很大的伪影。由此可知，b值最好设定在0.1～50sec/mm²左右的范围内。并且，比较图7A的图像和图7B的图像可得知，b值为0.1sec/mm²时，血管的描绘能力会低一些。另外，比较图7D的图像和图7E的图像可得知，b值为32sec/mm²时，脑实质部的S/N会低一些。由此可知，更好的b值的设定范围是1～20sec/mm²。

但是，失相量与血管描绘能力的关系有个体差异。因此，主计算机16具有任意设定失相量的功能。主计算机16可以根据操作者利用输入器14输入的任意数值来设定失相量，也可以不根据数值，从与失相量相关的信息(多个候补)中选择任意一个来设定失相量，还可以自动设定失相量。

为了设定失相量，操作者输入的数值例如是b值、VENC(velocityencoding，编码速率)、流速等。为了支持操作者决定应输入的数值，可以将准备摄像的结果例如显示在显示器13中。例如，显示使b值不同地进行多次摄像后得到的多个图像。即，显示图7A-7F所示的图像。或者例如显示使VENC不同地得到的多个相位对比(phasecontrast)法的MRA(magnetic resonance angiography，磁共振血管成像)图像(以下称为PC MRA图像)。显示这些图像时，如果使操作者能够参照为了得到各图像而使用的b值和VENC，则操作者就能够容易地将为了得到所需画质图像所使用的b值和VENC决定为应输入的值。或者，主计算机16接收由操作者指定任意一个图像。而且主计算机16也能够将为了得到选择的图像而使用的b值和VENC作为上述数值输入。另外，关于应该强调信号下降的多个部位的每一个，可以事先将记述了失相量的信息存储在例如存储单元12中，上述失相量适合强调该部位中的信号下降。然后，主计算机16可以根据上述信息来设定例如与操作者指定部位对应的失相量。

自动设定失相量时，例如可以从上述准备摄像所得到的图像中选择出CNR(contrast to noise ratio，对比度与噪音之比)或者SNR(signal to noise ratio，信噪比)在预定容许范围内的图像，根据为了得到该图像所使用的b值和VENC，设定失相量。并且，与上述条件一致的图像有多个时，可以选择任意图像。但是，由于失相量越大，血管的描绘能力越高，所以最好选择使用更大的b值和VENC来得到的图像。

另外，该第1实施方式中，流动的描绘能力不会随TE而变化。所以，TE可以任意改变。

并且，TE与对局部磁场不均匀性的图像对比度的影响度有关。即，TE越短，对局部磁场不均匀性的图像对比度的影响度越低。因此，通过将TE设定为不将局部磁场的不均匀性反映到图像对比度中的程度的较小值，能够得到更加支配地表示流动效果的图像。相反，通过将TE设定为将局部磁场的不均匀性反映到图像对比程度中的较大值，能够得到流动及磁化率效应都显示的图像。

TE是从进行RF激励开始到回波信号中表示峰值为止的时间。回波信号中表示峰值，是梯度磁场Gro的积分值为0的时刻。因此，例如相对于图3，如图8所示，不改变梯度磁场Gro的图案，通过改变从进行RF激励到开始施加梯度磁场Gro为止的时间TA，能够调整TE。当然，也可以通过改变梯度磁场Gro的图案或者时间TA和梯度磁场Gro的图案都改变，来调整TE。

由较短的TE得到的图像、即更加支配地显示流动效果的图像中，血管情况精度较好，并且容易看到，因此适合观察血管情况。并且，第1实施方式中，使用失相引起的信号衰减或者相位变化来描绘出流动，所以能够较好地描绘出细的动脉和从上方转入的侧副血流路等，能够得到有利于脑血栓诊断等临床上有特长的图像。脑血栓，特别是急性的情况下，从发病起的数小时内，是能够用血栓溶解药等治疗的时间。时间经过越久，脑组织的坏死越严重，所以在脑组织损害还能够挽救的时候进行诊断和治疗是非常重要的。通过减少相位编码数、即降低分辨率，能够缩短扫描时间。但是，在血栓等诊断上，必须在足够的S/N和高空间分辨率的条件下摄像，并且最好以尽可能短的扫描时间摄像。因此，第1实施方式中，作为图1所示的RF线圈单元8，使用具有多个线圈元件的多阵列线圈，通过使用并行成像(PI)法，不降低分辨率就能缩短摄像时间，在脑血栓的诊断中极其有效。原理上PI法是与倍速率成反比，S/N会降低，但与2D摄像相比，3D摄像时S/N较高，所以PI法的适用，反而对维持了空间分辨率的时间缩短是有效的。PI法是指，间隔剔除相位编码步骤地填充后，从不完整的原始数据生成具有叠像的图像，然后利用该原始数据重建图像。PI法，根据重建手法的不同，有SENSE(sensitivity encoding，灵敏度编码)和SMASH(simultaneous acq uisition of spatialharmonics，空间谐波同时获取)，可以使用任意一种。SENSE是利用多个线圈元件的灵敏度分布，展开从FOV(field of view，视场)露出的叠像。SMASH是将分别从多个线圈元件得到的原始数据，利用多个线圈元件的灵敏度分布，生成完全的原始数据，由此进行图像重建。

另外，使用PI法(特别是SENSE)时，按每个线圈元件得到相位数据。因此，例如利用加权加法等，对该多个相位数据进行合成处理后，根据由此得到的合成数据，制成步骤Sa4中的相移强调处理所使用的相位掩模图像，由此，在PI法中也能够进行更有效的相移强调处理。

另外，由磁化率效应引起的相位变化，除了TE之外，还受到静磁场强度的影响，所以第1实施例中的合适的TE值还根据静磁场强度发生变化。例如将回波时间TE设定为1.5T时40ms左右、3T时20ms左右，则由于失相引起相位分散，所以得到血管变为流空、且具有充分反映了磁化率效应的对比度的图像。另外，由于失相引起流动的积极的相位分散，引起低信号化，所以能够以短的TE对T₂ ^*强调图像进行摄像。由此，在T₂ ^*强调图像摄像的摄像中，能够实现摄像时间的缩短和S/N的提高。

并且，不是像以往那样进行1次矩以上的重相，而是只进行0次矩的GMN，能够得到血流的自旋因相位分散而变为低信号的T₂ ^*强调图像。但是，由于只有0次的GMN中血流的相位分散不充分，所以变成血管内低信号部分和相位分散不充分的高信号部分混杂的图像，与第1实施方式相比，血管描绘不充分。

根据由较长TE得到的图像、即流动和磁化率效应都显示的图像，除了与血管情况相关的信息以外，还能够由磁化率效应同时得到血栓和出血等信息，所以不仅是血栓和出血的有无，还能确认其位置，能够得到建立治疗计划上的重要信息。

并且，像以往那样重相时，TE越长，局部磁场的不均匀性更加得到强调，所以更长回波时间的T₂ ^*强调摄像中，磁化率引起的相位分散变得更大，能够得到血管描绘提高的T₂ ^*强调图像。但这时不仅是血流，实质部中也强调了磁化率，局部磁场的不均匀性引起的斑点和变形也变得明显，回波时间变长导致S/N降低和摄像时间的延长。

另外，利用众所周知的一般的梯度回波法进行的头部T₂ ^*强调图像，对出血等磁化率变动较大时灵敏度较好。但是，进行重相来排除血流影响时，血流作为高信号进行图像化，无法变成脑实质部与血管能够明显区分的对比度，所以出血处和血管的位置关系，不能在1个图像上看清楚。

但是，第1实施方式得到的从回波求出的相移的数据，其相位变化是由磁化率及流动产生的，所以不能直接将磁化率和流动分开进行考虑。但是，从事先得知的每个组织的磁化率差异中减去由各组织的磁化率差异所引起的相移量，能够得到只由流动支配的相移数据。

如上所述，第1实施方式中得到的图像，为非造影的MRA(magnetic resonance angiography)图像。即，根据第1实施方式，上述有用的图像可以不使用造影剂来得到，所以能够将无侵袭这一磁共振成像的特征发挥到最大限度。

但是，第1文献所示的SWI(susceptibility-weighted imaging，磁化率强调成像)中，根据静磁场方向与血管流动方向的角度不同，静脉内外的相位极性由魔术角效应的影响会发生变化。因此，以往的SWI中，关于垂直于静磁场方向的剖面，由minIP进行图像化时，与静脉连接的静脉外的部分被低信号化，由此，如图9所示，1根静脉被描绘成并排的2根血管。因此而进行忽视极性的相移强调时，静脉内外都被低信号化，所以如图10所示，静脉的血管腔描绘得比实际粗。但是第1实施方式所得到的图像中，如图11所示，静脉被如实地描绘出。即第1实施方式中，冠状面和矢状面所代表的垂直于静磁场方向的剖面的投影像中，也能够得到血管腔正确的、高精度的图像。

(第2实施方式)

下面说明第2实施方式。该第2实施方式与第2目的对应。

图12表示第2实施方式中的脉冲序列。图12所示的波形从上到下依次表示向摄像对象施加的高频脉冲(RF)、切片方向的梯度磁场波形(Gss)、相位编码方向的梯度磁场波形(Gpe)、读出方向的梯度磁场波形(Gro)以及回波信号(Echo)。

由图12可得知，第2实施方式中的脉冲序列符合梯度回波法。而且第2实施方式与第1实施方式不同，与第1文献一样在回波时间中进行重相。但是，第1文献中只将1次矩作为0地施加梯度磁场，与之相对，第2实施方式中将1次和2次矩都作为0地施加梯度磁场。并且将TE作为消除静脉相移的长度。

这样，根据第2实施方式，只由磁化率来支配相位变动，相位数据中，能够更加提高静脉的描绘能力。

另外，并不是一定要严密地将1次及2次矩作为0，只要是足以消除流动引起的振幅衰减或相移的值就可以。

(第3实施方式)

第1实施方式的磁共振图像诊断装置中的摄像法，即根据包括失相梯度磁场脉冲的梯度回波脉冲序列的摄像法，以下称为FSBB(flowsensitive black blood，血流敏感性静脉血)成像。

FSBB成像中，流动的血流等流动的自旋的相位分散更加进行，流动自旋的矢量之和变小。即流动信号中振幅成分的衰减变得更大。因此，得到流动信号被抑制、血管成为低信号的图像。一般表示失相程度的量使用b值，其值作为梯度磁场波形矢量的积分的内积、即张量，由上述(2)式和(3)式定义。

这里，γ大致是2π×42.6MHz/T的磁致旋转比。G(t)是梯度磁场波形矢量，在切片、相位编码、读出各个轴中，与Gss、Gpe、Gro对应。b值表示失相所伴随的信号下降，有以下关系。未进行失相时的信号为S(0)，失相后的信号为S(b)时，每个组织里存在某一系数D，定义为由S(b)＝S(0)·exp(-bD)引发与b值对应的信号下降。

另外，FSBB成像中，除了血管，脑有灰质化的部分也是低信号。因此，将FSBB成像用于穿通枝这样较细血管的描绘时，脑有钙化的部分与血管重合，该血管的描绘可能会不好。已知这样的钙化的影响，可以通过缩短TE(回波时间)来降低。图15及图16表示将TE分别定为40ms、20ms来摄像的FSBB图像的一例。比较这些图，图15比图16更加明确地描绘出钙化。

但是FSBB成像中，血管的充分描绘需要一定值以上的失相量。但确保一定值以上的失相量需要在保持TE较短的同时增大梯度磁场的强度，所以TE的缩短上有限制。

将失相量保持为一定的必要的梯度磁场强度，例如如图27所示，伴随着编码步骤的进行而降低。因此，梯度磁场强度在最初的编码步骤的时刻最大。得到所需失相量的必要的最大梯度磁场强度如图27中实线所示，比磁共振图像诊断装置中可能发生的强度(100％)还要大时，如图27中虚线所示，为了不超过最大梯度磁场强度可能发生的强度，在收集磁共振信号的整个期间，必须统一地降低梯度磁场强度。这时，所需失相量如图26实线所示为100％时，实际得到的最大失相量如图26虚线所示，被降低。b值与梯度磁场强度的平方成比例，所以b值的降低量比梯度磁场强度的降低量还要大。

由这样的失相量限制，TE缩短也有限制，故由TE缩短，难以充分降低钙化的影响。

根据上述情况，第3实施方式能够降低钙化部分的影响，能够较好地描绘出血管。

第3实施方式中，定序器10具有控制梯度磁场电源7、发射器9T及接收器9R动作以实现FSBB成像的功能。即，定序器10具有将与切片轴、相位编码轴及读出轴中至少1个轴相关的自旋失相、同时利用梯度回波脉冲序列控制梯度磁场电源7、发射器9T及接收器9R的动作。然后，定序器10在进行用于实现该FSBB成像的控制时，在关于1幅图像的磁共振信号收集途中，使与至少1个轴相关的自旋的失相量至少变化1次。

定序器10还有如下功能，即，控制梯度磁场电源7、发射器9T及接收器9R动作，以便在进行用于FSBB成像的磁共振信号收集的本扫描之前，使失相量不同地进行多次收集关于同一切片的磁共振信号的准备扫描。

输入器14具有在主计算机16的控制下输入后述准备图像的选择指示的功能。

主计算机16还具有下述各种功能。其功能之一是，使运算单元11重建根据磁共振信号的多个准备图像，上述磁共振信号是由多次准备扫描分别收集的，并将该准备图像显示在显示器13中。上述功能之一是设定作为收集磁共振信号时的失相量的目标失相量，该磁共振信号是用于重建操作者利用输入器14选择指示的准备图像的。

下面说明第3实施方式中的MRI装置100的动作。MRI装置100能够进行已有MRI装置中已实现的各种摄像，但省略这些说明。这里说明由FSBB成像得到穿通枝图像的动作。

图17表示用于FSBB成像的主计算机16的处理顺序的流程图。

步骤Sb1至步骤Sb4的处理循环中，主计算机16将变量i从1开始每次增加1，增加到m，同时重复步骤Sb2及步骤Sb3的处理。

步骤Sb2中，主计算机16将预定的值b(i)作为b值设定，值b(i)，例如将0.1sec/mm²、1sec/mm²、4sec/mm²、16sec/mm²、32sec/mm²、64sec/mm²的各值分别设定为b(1)～b(6)。这时，变量m为“6”。

步骤Sb3中，主计算机16向定序器10指示，以便进行将1切片作为对象的准备扫描。根据该指示，定序器10控制梯度磁场电源7、发射器9T及接收器9R的动作，以进行准备扫描，由此，收集由接收器9R接收的磁共振信号。该准备扫描，将b值固定为步骤Sb2中设定的值，然后将与切片轴、相位编码轴及读出轴中至少1个轴相关的自旋失相，同时利用梯度回波脉冲序列进行。

这样，在步骤Sb1至步骤Sb4的处理循环完成之后，针对同一切片，使b值不同地进行m次的准备扫描，收集分别与不同b值对应的m组磁共振信号。

接着，在步骤Sb5中，主计算机16指示运算单元11，以重建准备图像。根据该指示，运算单元11根据上述m组磁共振信号，分别重建m幅准备图像。由此，分别得到与不同b值对应的m幅准备图像。然后在准备扫描中，通过使至少关于1个轴的自旋失相，使磁共振信号的强度在血管中降低，准备图像成为FSBB图像。

步骤Sb6中，主计算机16将准备图像显示在显示器13中。这时，例如如图18所示，可以将m幅准备图像的全部或者一部分进行一览显示，也可以只显示由操作者选择的1幅。

由图18可以得知，b值越大时FSBB图像中的血管描绘能力越高，但另一方面伪影有增加的趋势。另外，即使b值相同，根据被检体200的状态，血管描绘能力也会变化。因此，操作者比较m幅准备图像，利用输入器14进行与最合适的1幅准备图像相关的选择指示。

步骤Sb7中，主计算机16通过输入器14输入上述选择指示。

步骤Sb8中，主计算机16设定目标b值，作为与选择指示的准备图像对应的b值b(i)。

步骤Sb9至步骤Sb15的处理循环中，主计算机16将变量j从1每次增加1，增加到n，同时重复步骤Sb10及步骤Sb14的处理。并且n是用于收集1切片量的磁共振信号的相位编码步骤数，例如为“256”。

步骤Sb10中，主计算机16计算出第j个相位编码步骤中，用于达成目标b值的相位编码梯度磁场Gpe的强度Gpe(j)。

步骤Sb11中，主计算机16判定强度Gpe(j)是否在相位编码梯度磁场的上限强度Gpe_macx以上。并且，上限强度Gpe_max由线圈6x、6y、6z及梯度磁场电源 7的性能决定。强度Gpe(j)在上限强度Gpe_max以上时，主计算机16在步骤Sb12中，根据上限强度Gpe_max设定相位编码梯度磁场Gpe的强度。即，主计算机16首先计算设定上限强度Gpe_max的值作为相位编码梯度磁场Gpe强度时的b值。然后将该计算的b值作为编码步骤中的失相量进行再设定，重新计算出以该b值为基础的强度Gpe(j)，将由此算出的值作为相位编码梯度磁场Gpe的强度来设定。与之相对，梯度磁场强度Gpe(j)不在上限强度Gpe_max以上时，主计算机16在步骤Sb13中，将步骤Sb10中算出的强度Gpe(j)的值作为相位编码梯度磁场Gpe的强度来设定。

步骤Sb14中，主计算机16向定序器10指示，以进行关于第j编码步骤的磁共振信号的收集。根据该指示，定序器10控制梯度磁场电源7、发射器9T及接收器9R的动作，以进行关于第j编码步骤的磁共振信号的收集，由此，收集由接收器9R接收的磁共振信号。该磁共振信号的收集，将相位编码梯度磁场Gpe的强度作为步骤Sb12或步骤Sb13中设定的值，然后将相位编码轴中的自旋失相，同时利用梯度回波脉冲序列进行。

这样，步骤Sb9至步骤Sb15的处理循环结束时，就收集了对于1切片的n相位编码步骤的磁共振信号。该磁共振信号的收集就是本扫描。用于达到目标b值的梯度磁场强度的变化如图19中虚线所示的状态时，本扫描中的相位编码梯度磁场Gpe的强度变化如图19中实线所示的状态。其结果，本扫描中的b值变化，为图20中实线所示的状态。即，b值在最初相位编码步骤中比目标b值小，但随着相位编码步骤的进行，逐渐增加，达到目标b值后，固定为目标b值。

以往，b值在扫描中不发生变化，这是常识。这时由于，一般将b值作为输入参数来设定的扫描中，失相用于失相摄像，计算扩散系数时，b值最好为一定值。但是第3实施方式中，与这样的常识相反，本扫描途中改变b值。

另外，虽然省略了图示，关于多个切片、或者由3D摄像等进行多次切片编码这样需要进行本扫描时，关于各切片或各切片编码步，实施步骤Sb9至步骤Sb15的处理循环。这时切片梯度磁场Gss可以像以往那样将b值设为一定，也可以由与相位编码梯度磁场Gpe强度相同的方法来设定。

通常，在每个编码步骤中梯度磁场强度改变的切片方向或者相位编码方向中任意一个编码步骤中，梯度磁场强度超过上限强度，在每个编码步骤中梯度磁场强度不改变的读出方向中，梯度磁场强度不超过上限强度。因此，例如最好在读出方向上，固定失相量，在切片方向和相位编码方向上改变失相量，以便只在梯度磁场强度超过上限强度的编码步骤中，使梯度磁场强度成为上限强度。

图21表示第3实施方式的本扫描时的脉冲序列的一例。该脉冲序列，与图22所示的以往FSBB成像的脉冲序列基本上是相同的序列，但相位编码梯度磁场Gpe及切片梯度磁场Gss的强度，如图21示意性所示，每个编码步骤都发生变化。

图21中只图示了与1TE相当的期间，可以使用以该序列为基础的自旋扭曲(spin warp)法、平面回波法、回波移动法及多重回波法中任意一种方法。自旋扭曲法在比TE还长的每个重复周期TR中重复RF激励和回波信号的收集。平面回波法，对于每个重复周期TR的1次RF激励，收集与k空间的多条线相关的回波信号。回波转换法，在比TE还短的每个重复周期TR中重复RF激励和回波信号的收集。即，与某个TR中的RF激励对应的回波信号，不是在同一个周期、而是在之后的周期中收集。多重回波法，对于每个重复周期TR的1次RF激励，收集关于多个图像中的k空间的同一条线的回波信号。

步骤Sb16中，主计算机16指示运算单元11进行根据由上述方式收集的数据的图像重建。根据该指示，运算单元11例如利用众所周知的方法进行图像重建。通过该图像重建，得到振幅图像、相位图像以及3D(3维)体数据。

步骤Sb17中，主计算机16指示运算单元11进行与重建的图像相关的内插。根据该指示，运算单元11例如利用众所周知的方法进行内插处理。该内插可以省略。

步骤Sb18中，主计算机16指示运算单元11，进行合成图像制作。根据该指示，运算单元11例如使用众所周知的方法制成振幅图像和相位图像的合成图像。该振幅图像制作也可以省略。

步骤Sb19中，主计算机16指示运算单元11，进行显示图像制作。根据该指示，运算单元11例如利用众所周知的方法制作显示用图像。该显示图像制作是为了将血管作为连续的管来表现而进行的。作为该显示图像制作的方法，例如可以使用最大密度投影处理(MIP)、最小密度投影处理(minIP)或者加法投影等投影处理。也可以进行表面抽出等后使用实体呈像和表面呈像。或者为了能够观察原图像信号，也可以使用剖面转换(MPR)。

步骤Sb20中，主计算机16将步骤Sb19中制作的显示用图像、振幅图像或相位图像等根据操作者的指示显示在显示器13中。

如上述，根据第3实施方式，在最初的相位编码步骤中，将失相量控制在比目标b值还要小，而随着相位编码步骤的进行，将失相量逐渐增加到目标b值，所以如图26中虚线所示，与设定失相量相比，能够增大失相量，提高血管的描绘能力。图23及图24表示以穿通枝描绘为目的，使b值以外的条件都一样地进行摄像的头部图像例。图23中，读出方向的b值一律为1sec/mm²，切片编码方向和相位编码方向中，单纯地使编码步骤的前半部分的b值为0.3sec/mm²、后半部分的b值为1sec/mm²。图24中，所有方向和所有编码步骤中b值都为0.3sec/mm²。图23中的区域A1、A2中，与图24中的区域A3、A4相比，穿通枝的描绘能力得到提高。

第3实施方式中，不是得到图23的图像例时的简单变化，b值是在各编码步骤中能够取得的最大值，所以穿通枝描绘能力高。

该实施方式可以有如下各种变形实施。

第1实施方式中，失相量和极性不需要相同。另外，进行失相的轴可以不是3个轴，而是2个轴或者1个轴，剩下的轴进行重相。另外，可以不是所有编码，只有0编码进行失相。并且，也可以限定进行失相的轴和编码步骤。

第2实施方式中，可以任意改变进行重相的轴和编码步。另外，关于3次以上的矩，可以是能够充分消除流动引起的振幅衰减或者相移的值。

第1及第2实施方式中，脉冲序列可以不是3D而是2维(2D)。可以用非对称自旋回波脉冲序列来代替梯度回波法的脉冲序列。非对称自旋回波脉冲序列如图13所示，从激励脉冲(通常90°脉冲)的照射起到反转脉冲(通常180°脉冲)的照射为止的时间Ta和从反转脉冲的照射起到回波峰值为止的时间Tb分别是不同于TE/2的时间。在这种非对称自旋回波脉冲序列时，时间Ta与时间Tb的时间差越大，图像对比度中越能反映局部磁场的不均匀性。因此，采用非对称自旋回波脉冲序列时，代替第1实施方式中调整TE的方法，调整时间Ta与时间Tb的时间差。如果像这样采用非对称自旋回波脉冲序列，则不需要改变TE，所以能够将T₂效果保持为一定地对局部磁场不均匀性影响不同的图像进行摄像。

第3实施方式中，可以将所有编码步骤中最大的梯度磁场强度设定为比上限强度还小。

第3实施方式中，梯度磁场强度可以像得到图23所示的图像例的条件那样，设定为只改变1次b值。

第3实施方式中，目标b值，可以作为操作者直接指定的值来设定。

第3实施方式中，可以自动计测每个失相量中的头部SNR(signal-to-noise ratio，信噪比)，将目标b值设定为使该SNR成为最大的b值。

第3实施方式中，准备扫描并不是必须与本扫描用相同的时间，为了简单地在视觉上判定血管描绘程度，可以减少编码数或者由2D扫描对1幅切片进行摄像，以比本扫描短的时间进行。

第3实施方式中，除了改变失相量，还可以用其他方法进行准备扫描。例如可以将得到图25所示图像的相位对比法进行的摄像作为准备扫描来使用。相位对比法是从自旋的相位信息中将血流图像化的方法。梯度磁场施加后产生的自旋相位偏差依赖于施加的梯度磁场强度的强度和施加时间以及自旋速度，即自旋相位是梯度磁场与速度的函数，所以从自旋相位信息中能够计算出血流速度是相位对比法的一个特点。由此，对于想要描绘的血流中流速最慢的，能够将目标b值设定为引起使血管成为十分低的信号所必需的相位分散的b值。

本发明还会有各种优势和修改。本发明并不限定于上述实施方式。只要不脱离本发明的宗旨，本发明可以有各种变形。

Claims (10)

1.一种磁共振图像诊断装置，其特征在于，具有：

收集单元，收集在被检体中产生的磁共振信号，上述磁共振信号是通过向静磁场中的上述被检体施加分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场，并施加高频脉冲而产生的；

本扫描控制单元，在上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴中施加用于促进流动的自旋的相位分散的失相梯度磁场脉冲来使上述自旋失相，并且使由于上述失相梯度磁场脉冲产生的失相量在与1幅图像相关的上述磁共振信号的收集途中至少变化1次，并利用梯度回波脉冲序列控制上述收集单元。

2.根据权利要求1所述的磁共振图像诊断装置，其特征在于，上述本扫描控制单元使与上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的多个轴相关的自旋失相，并且改变只与该多个轴中的一部分相关的自旋的失相量。

3.根据权利要求1所述的磁共振图像诊断装置，其特征在于，在达到预定的目标失相量所必需的梯度磁场强度超过基准强度时，上述本扫描控制单元将上述失相量设定为由上述基准强度以下的梯度磁场强度得到的量；在达到上述目标失相量所必需的梯度磁场强度不超过上述基准强度之后，将上述失相量变为上述目标失相量。

4.根据权利要求3所述的磁共振图像诊断装置，其特征在于，在将上述失相量变为上述目标失相量之前，上述本扫描控制单元将上述失相量设定为由上述基准强度的梯度磁场强度得到的量。

5.根据权利要求3所述的磁共振图像诊断装置，其特征在于，在达到上述目标失相量所必需的梯度磁场强度不超过上述基准强度的时刻，上述本扫描控制单元将上述失相量变为上述目标失相量。

6.根据权利要求3所述的磁共振图像诊断装置，其特征在于，还具有设定上述目标失相量的设定单元。

7.根据权利要求6所述的磁共振图像诊断装置，其特征在于，还具有：

准备扫描控制单元，控制上述收集单元，以便在进行伴随着上述失相量的变化而进行的磁共振信号收集的本扫描之前，使失相量各不相同地进行多次收集与同一切片相关的上述磁共振信号的准备扫描；以及

根据上述多组磁共振信号分别重建与上述多次准备扫描的各失相量分别对应的多个准备图像的单元，其中

上述设定单元从上述多次准备扫描中分别得到的准备图像中选择1个，并将上述目标失相量设定为该选择的上述准备图像所对应的失相量。

8.根据权利要求7所述的磁共振图像诊断装置，其特征在于，还具有：

显示上述多个准备图像的单元；以及

输入上述多个准备图像中的1个的选择指示的单元，其中

上述设定单元根据上述选择指示，从上述多个准备图像中选择1个。

9.根据权利要求7所述的磁共振图像诊断装置，其特征在于，上述准备扫描控制单元，使1次上述准备扫描比上述本扫描还要高速进行。

10.一种具有收集单元的磁共振图像诊断装置的控制方法，上述收集单元收集被检体中产生的磁共振信号，上述磁共振信号是通过向静磁场中的上述被检体施加分别沿着切片轴、相位编码轴及读出轴的切片梯度磁场、相位编码梯度磁场及读出梯度磁场，并施加高频脉冲而产生的，所述控制方法的特征在于，

在上述切片轴、上述相位编码轴及上述读出轴中的至少1个轴中施加用于促进流动的自旋的相位分散的失相梯度磁场脉冲来使上述自旋失相，并且使由于上述失相梯度磁场脉冲产生的失相量在与1幅图像相关的上述磁共振信号的收集途中至少变化1次，并利用梯度回波脉冲序列控制上述收集单元。

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