磁共振成像装置及血流描画方法与流程

本发明涉及一种对来自被检体中的氢、磷等的核磁共振(以下，称为NMR)信号进行测定，并对核的密度分布、弛豫时间分布等进行图像化的磁共振成像(以下，称为MRI)装置中的、基于相位对比血管造影法(以下，称为PC法)的血管成像技术，特别是涉及一种以时序连续进行成像的电影PC法。

背景技术：

在作为使用了MRI装置的血管描画技术的MR血管造影中，有一种使用血液的横向磁化的相位根据血流速度而偏移的原理对血流进行图像化的PC法(专利文献1)。在PC法中，为了对保持速度的自旋赋予相位偏移，使用称为流编码脉冲的双极性的梯度磁场。然后，取得施加正极性的流编码脉冲而获取的图像与施加负极性的流编码脉冲而获取的图像的复合差分，获取反映了流速值的血管图像。

自旋中产生的相位偏移依赖于流编码脉冲的施加量(流编码量)和血流的速度，通过对作为成像的对象的血流设定恰当的流编码量，从而能够以高亮度描画该血流。另外，由于相位偏移的量依赖于血流速度，因此，能够利用这一原理，根据通过PC法得到的相位图像求出血流速度。

如上所述，在PC法中，需要按照作为对象的血管的血流速度设定恰当的流编码量。通常，在MRI装置中执行PC法时，通过用户设定与希望的血流速度对应的值(称为VENC)，从而设定流编码量。在专利文献1所述的技术中公开了如下方法：为了使血流速度不同的多个血管均描出高亮度，设定多个VENC，使用以各个VENC测量的回波信号，对按每VENC所作成的图像进行合成。

由于PC法适于血流速度的描出，因此，也应用于在心动周期内的不同的时刻获取血管图像，描画心动周期内的血流的变化的电影成像(专利文献2)。在使用PC法的电影成像(以下，称为电影PC成像)中，例如，能够描出收缩期的初期和末期、舒张期的初期和末期等、与心动周期相关联的血流速度，在专利文献2所述的技术中，将通过电影PC成像得到的心脏时相的血流速度信息应用于通过其它成像序列得到的图像中的血管描出。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本专利第5394374号公报

专利文献2：国际公开第2011/132593号

非专利文献

非专利文献1：Proc.Intl.SOc.Mag.Reson.Med.20(2012)“Selective TOF MRA using Beam Saturation pulse

技术实现要素：

发明要解决的课题

如上所述，在PC法中，是按照作为成像对象的血管的血流速度或者流过对象组织的多个血管的平均血流速度设定流编码量，但在进行心脏或其附近的血管等的电影成像的情况下，流过那里的血流速度会对应心动周期大幅变化。

因此，例如在使用参考了心动周期的平均流速或者最大流速的一个流编码量的情况下，可能会出现例如对象血管在收缩初期中被高亮度地描出，但在其以外的期间中被低亮度地描出这一情况。因此，在对通过电影PC成像而得的血流速度进行解析，计算出血管动态等诸量的情况下，不能高精度地求出包含血流速度的这些诸量。

专利文献1中公开了考虑血流速度不同的多个血管的血流速度以多个VENC值成像的技术，但该技术不能对应以随时间变化的血流为对象的电影成像中的血流描出性能降低的问题。

本发明的课题在于，在使用电影PC法进行成像时，以各心脏时相得到高血管描出性能的图像。还将得到血管描出性能高并且能够掌握随时间的血流速度的变化的电影图像作为课题。

用于解决课题的手段

为了解决上述课题，本发明提供一种MRI装置，其在使用电影PC法的成像中，具备按每一心脏时相变更VENC值的设定的功能。即，本发明的MRI装置具备：磁共振成像部；控制部，其按照脉冲序列，对所述磁共振成像部进行控制；和信号处理部，使用所述磁共振成像部所收集的磁共振信号和与检查对象的周期性运动关联的时相信息，作成所述检查对象的图像，所述控制部具备包含流编码脉冲的施加且按每所述时相获取回波信号的成像序列作为所述脉冲序列，进行使所述成像序列中的流编码脉冲的施加量(流编码量)在至少两个时相中不同的控制。

另外，本发明的血流描画方法的特征在于，参考与检查对象的周期性运动关联的时相信息，执行包含流编码脉冲的脉冲序列，获取按每时相的磁共振图像，使流编码脉冲的施加量在至少两个时相中不同。流编码脉冲的施加量根据流过检查对象的血流的血流速度而不同。

发明效果

根据本发明，在电影PC成像中，优化各个心脏时相的流编码量，血管的描出性能及血流速度的测量精度提高。

附图说明

图1是表示应用本发明的MRI装置的整体结构的图。

图2是控制部及运算部的功能框图。

图3是表示PC法的脉冲序列的一例的图。

图4是表示使用图3的PC法的脉冲序列的电影PC序列的图。

图5是表示一心动周期中的血流速度的变化的图。

图6是表示第一实施方式的控制部及运算部的动作的流程。

图7是表示第一实施方式中使用的预扫描序列的图。

图8是表示图6的流程中包含的处理的详细情况的流程的图。

图9中的(a)～(c)是分别表示处理中的预扫描数据的图。

图10中的(a)及(b)是分别表示第二实施方式中的本成像的时相与预扫描的时相的关系的图。

图11是表示作为第三实施方式的预扫描使用的二维空间选择性激发法的序列的图。

图12是表示第三实施方式的控制部及运算部的动作的流程的图。

图13是表示在第三实施方式的预扫描中用于指定二维激发区域的UI的图。

图14是表示第三实施方式中的本成像的时相与预扫描的时相的关系的图。

图15是对第四实施方式中使用的回顾性成像方法进行说明的图。

图16是表示各实施方式中通用的GUI的实施方式的图。

具体实施方式

本实施方式的MRI装置具备：磁共振成像部，其收集磁共振信号；控制部，其按照脉冲序列对磁共振成像部进行控制；信号处理部，其使用磁共振成像部所收集的磁共振信号和与检查对象的周期性运动关联的时相信息作成检查对象的图像。控制部具备包含流编码脉冲的施加且按照每一所述时相获取回波信号的成像序列(电影PC序列)作为脉冲序列，进行使成像序列中的流编码脉冲的施加量根据时相不同的控制。

另外，本实施方式的MRI装置中，信号处理部具备脉冲计算部，所述脉冲计算部基于检查对象中包含的流体的速度信息按每时相计算流编码脉冲的施加量。控制部参考脉冲计算部所计算出的流编码脉冲的施加量，执行包含流编码脉冲的成像序列。

以下，参考附图，对本实施方式的MRI装置进行说明。

图1是本实施方式的MRI装置的构成图。如本图所示，本实施方式的MRI装置100，作为磁共振成像部，具备：使被检体101躺下的床112、在放置被检体101的空间内产生静磁场的磁铁102、在产生了静磁场的空间内产生梯度磁场的梯度磁场线圈103、对梯度磁场线圈103供给电力的梯度磁场电源109、对被检体101施加高频磁场的RF线圈104、对RF线圈104供给高频信号的发送部110、接收被检体101所产生的核磁共振信号(MR信号)的RF探头105、对RF探头105所接收的信号进行检测的信号检测部106、和对MR信号进行规定的信号处理的信号处理部107。

MRI装置100还具备：使用从信号处理部107收取的信号进行图像重构等运算的运算部108、对信号检测部106、信号处理部107及发送部110等的动作进行控制的控制部111、显示图像等的显示部113、和用于输入控制部111的控制中所需的指令、信息的输入部114。RF线圈104及RF探头105配置在被检体101的附近。在图1中，RF线圈104及RF探头105作为单独的装置表示，一个线圈也可以兼备RF发送用及接收用线圈。

梯度磁场线圈103由X、Y、Z三个方向的梯度磁场线圈构成，根据来自梯度磁场电源109的信号产生分别正交的三轴方向的梯度磁场。发送部110具备高频振荡器及RF放大器，在控制部111的控制下，将信号发送到RF线圈104。由此，规定的脉冲形状的高频磁场脉冲被从RF线圈104施加到被检体101。从被检体101产生的、针对高频磁场脉冲的响应的高频磁场作为回波信号被RF探头105接收。信号检测部106及信号处理部107具备正交检波电路、A/D转换器等，对RF探头105所接收的回波信号进行检测，并将其作为数字信号即MR信号数据，传送到运算部108。

运算部108对MR信号数据进行补正处理、傅立叶变换等处理，生成图像、频谱波形等的显示数据。在本实施方式中，运算部108除生成上述的显示数据的功能外，还具备对成像中所需的条件等进行计算的功能。

显示部113对运算部108所作成的图像等进行显示。输入部114具备键盘、鼠标等输入装置，接受由操作者进行的指令的输入。另外，输入部114对来自安装在被检体101上的测量设备115的信息进行输入，并传送到控制部111。作为测量设备115，有对体动进行测量的体动计、对心脏的运动进行测量的脉波计和心电图仪等，其根据成像的目的被恰当地安装在被检体101上。在本实施方式中，采用对心脏的周期进行测量的测量设备115，来自测量设备115的信息(时相信息)经由输入部114被控制部111收取。显示部113和输入部114兼作输入操作者的指令、例如被检体信息、成像条件的设定或成像的执行和停止等的界面。

控制部111将输入的成像条件转换为与磁场施加相关的时序图，并按照同一时序图，对梯度磁场电源109、发送部110、信号检测部106进行控制，执行成像。控制的时间图被称为脉冲序列。脉冲序列根据成像的目的被预编程为多种，并收纳在控制部111中具备的存储器内。在本实施方式中，作为脉冲序列，使用PC法的脉冲序列。

图2是表示控制部111及运算部108的功能的框图。如图所示，控制部111具备：对装置整体的动作进行控制的主控制部1111、用于按照脉冲序列执行成像的序列控制部1112、及对显示部113中的显示进行控制的显示控制部1113。运算部108具备：图像运算部1081、脉冲运算部1082及对成为运算的对象的区域进行设定的ROI设定部1083，脉冲运算部1082对脉冲的施加量、特别是流编码脉冲的施加量的计算、电影成像中的每一时相的数据进行标准化处理等(作为标准化系数计算部的功能)。

这些控制部111及运算部108的各部能够构筑为由CPU201、存储器202、存储装置203及用户界面204构成的系统，各部的功能能够通过CPU201将预先收纳在存储装置203内的程序加载至存储器202中并执行来实现。另外，功能的一部分也能够由ASIC(Application Specific Integrated Circuit)、FPGA(Field Programmable Gate Array)等硬件构成。

接下来，参考图3及图4，对使用本实施方式的MRI装置所采用的PC法的脉冲序列的电影成像进行说明。

图3是表示作为PC法的脉冲序列的一例的二维梯度回波(GrE)法的脉冲序列的一重复时间(TR)分的图，图4是对电影成像进行说明的时间图。图3中，RF、Gs、Gp、Gr、Gvenc、Signal分别表示RF脉冲、限幅梯度磁场、相位编码梯度磁场、频率编码梯度磁场、流编码梯度磁场、及回波信号的轴。

在图3的脉冲序列中，在施加限幅梯度磁场302的同时施加RF脉冲301，选择性地激发希望的被检体区域，继而，施加相位编码梯度磁场303，施加极性反转的频率编码梯度磁场304，在规定的采样时间内对在负极性的频率编码梯度磁场304与正极性的频率编码梯度磁场304的施加量相同的时间点成为峰值的回波信号305进行测量。以上的从RF脉冲301施加至回波信号305的测量，与基本的GrE法的脉冲序列相同，而在PC法的脉冲序列中，对其施加流编码脉冲306。

由于流编码脉冲306对存在于激发区域内的流体、主要是血流自旋赋予使静止部的自旋和相位不同的效果，因此，其轴Gvenc根据流体的流动方向选择X方向、Y方向及Z方向的希望的1至3的轴。

在流编码脉冲306中，图3中有实线所示的脉冲(将其称为正极性的流编码脉冲)和虚线所示的脉冲(将其称为负极性的流编码脉冲)，分别由正负一对梯度磁场构成。正负一对梯度磁场仅是极性不同，施加量(绝对值)相等。另外，正极性的流编码脉冲与负极性的流编码脉冲的施加量也相等。此外，若脉冲的强度Gf一定，则脉冲的施加量S为强度Gf与施加时间Δt的积。重复进行仅使用正极性的流编码脉冲的回波信号测量、和仅使用负极性的流编码脉冲的回波信号测量，进行血管成像。

图3的脉冲序列(一重复单元)的重复中，例如，以同一相位编码继续进行使用正极性的流编码脉冲的测量和使用负极性的流编码脉冲的测量，将这些测量作为一组，一边改变相位编码，一边重复进行一组的测量，直至测量完设定的全部相位编码的回波信号。

上述的PC法的脉冲序列中包含的流编码脉冲是对横向磁化赋予相位变化的脉冲，通过将其施加量(流编码量)设为恰当的值，从而能够使与其轴平行的方向的血流的自旋的相位与静止部的自旋的相位的差增大，能够提高血流的描画性能。若将血流的速度设为V，则在与流编码脉冲的轴平行的方向上流动的血流自旋的相位偏移量φf以下式(1)、(2)表示。式(1)是使用正极性的流编码的情况，式(2)是使用负极性的流编码的情况。

φf(+)＝γ×(+)S×Ti×V (1)

φf(-)＝γ×(-)S×Ti×V (2)

式中，γ是磁旋比，S是构成流编码脉冲的一对梯度磁场中的一个梯度磁场的施加量。Ti是构成流编码脉冲的一对梯度磁场的各个中心间的时间间隔，在连续施加这些梯度磁场的情况下，成为与一个梯度磁场的施加时间相同的值。此外，由于V＝0，因此，无论流编码量的大小如何，静止组织的横向磁化都不会受到相位偏移。

在将正极性的流编码脉冲施加到希望的轴而获取的图像、与将负极性的流编码脉冲施加到同一轴而获取的图像的复合差分图像中，根据差分删除来自静止组织的信号，仅剩余来自血液的信号，得到血管图像。

从相位展开的观点考虑，在式(1)及式(2)的φf(+)与φf(-)的差为180°时，即，在φf＝±π/2的情况下，复合差分的绝对值最大。因此，若在指定成像对象的血管的平均流速V时，将流编码量(Gvenc)设定为由下式(3)决定的值，则以最大值描画其血管的信号强度。

Gvenc＝(γ×S×Ti)＝π/(2V) (3)

根据式(3)，在血流速度V小的情况下，使S或Ti变大，使Gvenc变大即可，在血流速度V大的情况下，使S或Ti减小，使Gvenc减小即可。在通常的PC法中，使用作为成像对象的血管的平均血流速度设定流编码量Gvenc。

图4表示使用上述的PC法的脉冲序列的电影成像序列(电影PC序列)的示例。图4表示与心电图的R波同步，并随着自R波的经过时间得到n心脏时相分的图像的预期成像的情况。

时相的数量即心动周期的分割数没有限定，例如为20。假如将心动周期设为1秒(1000ms)，则1心脏时相的期间为1000/20＝50ms，自R波的经过时间将从0到50ms定义为第一心脏时相，同样，将51-100ms定义为第二心脏时相。在各心脏时相中，图3中所示的PC法的脉冲序列仅实施规定的次数。

若将图3的脉冲序列的重复时间TR设为6～8ms，则能够在1心脏时相内重复6～8次。在流编码的轴为1轴，将使用正极性的脉冲的测量和使用负极性的脉冲的测量设为1组的情况下，在1心脏时相内能够收集3相位编码分的数据。若为相位编码数64的图像，则能够约22秒得到一张图像。通过定量解析该电影图像，能够得到通过设定的ROI的血流量、或血液摩擦血管壁的力即壁面剪切应力等诊断上重要的诸量。

在此，考虑流过作为对象的区域的血流的平均速度，PC法的脉冲序列中使用的流编码脉冲的施加量(流编码量)在通常的PC法中设定为以高亮度描出其速度的血流的一定值。即，在MRI装置中，按照设定的流编码量决定图像的动态范围。但是，由于在如上述那样对心动周期进行分割得到每一时相的图像的电影PC序列中，血流速度按每时相的图像会出现变化，因此，在一定的流编码量中，血管的描出性能会根据时相而降低。

图5表示以电影PC序列得到的一心动周期内的血流速度的变化的示例。图中，横轴是自R波的经过时间，纵轴是血流速度。如图所示，在血流速度发生了大幅变化，且基于平均血流速度设定了流编码量的情况下，血管的描出性能大幅降低。例如，在血流速度迟缓的时相中，信号值低，另外，在相对血流速度所设定的流编码量大幅加速的时相中，通过相位的折返，与血流速度迟缓时同样，信号值会降低。其结果，对血流速度进行定量解析而得的诸量的可靠性也降低。

在本实施方式中，通过考虑心动周期内的血流速度的变化，使流编码量在至少两个时相中不同并使其变化执行电影PC序列，从而，提高电影图像中的血管描出性能。因此，本实施方式的MRI装置中，控制部具备与成像序列不同的、在不同的时相获取多个回波信号的预扫描序列，脉冲运算部根据通过执行预扫描序列将按每时相获取的多个回波信号分别傅立叶变换而得的每时相的数据，计算出作为目的的速度信息。

预扫描只要得到表示电影PC序列的心动周期内的血流速度的变化的信息即可，可以有多种形式。以下，对预扫描的形式不同的各实施方式进行说明。

＜第一实施方式＞

本实施方式的MRI装置的特征在于，作为预扫描序列，使用除不包含相位编码外与成像序列同种的脉冲序列、或仅包含低相位编码的、与成像序列同种的脉冲序列。

本实施方式的MRI装置的动作的流程为：预扫描、使用了预扫描数据的流编码量的决定、作为本成像的电影PC序列的执行、图像重构，还可以包含通过电影PC序列得到的图像的定量解析。

以下，参考图6所示的流程对本实施方式的MRI装置的动作进行说明。

＜＜步骤S101＞＞

首先，序列控制部1112设定预扫描的成像条件。图7表示预扫描序列的一例。

图7所示的预扫描序列与图3所示的电影PC序列同样，为包含流编码梯度磁场的施加的PC法的序列，不包含相位编码。另外，在此，优选流编码梯度磁场306的施加轴(施加的方向)设为与电影PC序列的流编码梯度磁场相同的方向，也可以不一定相同。在图7中，表示施加到限幅方向Gs、相位编码方向Gp及引出方向Gr三个方向的轴的施加的情况，流编码梯度磁场的轴也可以是1方向或2方向。

在步骤S101中，作为该预扫描的成像条件，除空间分辨率(引出方向的采样数)、TE、TR等参数外，还设定流编码的方向、心脏时相数及流编码量。

空间分辨率、TE、TR、及心脏时相数与其后实施的本成像即电影PC序列相同地设定。另外，也与成为成像的对象的区域相同。流编码量设定一定值、例如对作为电影PC序列的对象的血管的血流速度(平均血流速度或者舒张期的血流速度等)最优的值。即，在不进行预扫描的情况下，读入作为通常的电影PC序列的流编码量预先注册在存储器中的标准的条件，并将其设定为预扫描的流编码量。

此外，图7中表示不包含相位编码的预扫描序列，但预扫描序列也可以是包含低域的相位编码的预扫描序列。在这样的情况下，相位编码可以是单向的也可以是双向的，由此，得到2D数据或者3D数据。

＜＜步骤S102＞＞

序列控制部1112以设定的成像条件执行预扫描。在被检体屏息的状态与心电图同步执行预扫描。在图7中，下侧表示预扫描序列，以虚线表示与心脏时相的关系。由于图7所示的预扫描序列在三个流编码方向上分别施加正极性及负极性的流编码梯度磁场206，因此，需要6次(3×2)的重复，在1心脏时相获取这6次的重复测量。例如，在将电影PC的成像条件设为心动周期960ms，心脏时相数16时，每1心脏时相的时间成为60ms。为了在1心脏时相获取6次的重复测量，每1次的时间为约10ms。

由于在近年的电影PC中TR为从6到8ms，因此，能够在1心脏时相内实现上述的预扫描。

此外，在预扫描获取低频区域数据的序列的情况下，例如，若能够屏息10秒，则能够在相位编码方向上获取10数据分的2D预扫描数据，另外，若能够屏息20秒，则在相位编码方向上能够充分获取4数据分，在限幅编码方向上能够充分获取4数据分的3D预扫描数据。

通过预扫描获取的数据收纳在存储器或者存储装置中，在接下来的步骤中，为了脉冲运算部1082计算出电影PC序列的流编码量而使用。

＜＜步骡S103＞＞

脉冲运算部1082根据预扫描数据按照电影PC序列的每一心脏时相计算最优的流编码量。图8表示步骤S103的详细情况。通过步骤S102获取的预扫描数据是针对正极性的流编码脉冲及负极性的流编码脉冲(两者总称为双极性流编码脉冲)的每一个，按照每一流编码方向且按照每一心脏时相而得到的数据，数据数在上述的情况下为80(＝2×3×16)。

首先，作成这些预扫描数据的投影数据(S111)。接下来，关注投影数据的相位，在作为双极性流编码脉冲的对而获取的投影数据间获取差分(S112)。以下，将获取该差分的数据作为预扫描的投影，在以下的说明中表现为P专业数据(Pro data)Pd(i)(其中，d为流编码方向，Gs、Gp、Gr中的任一个(在此，为了方便设为x、y、z方向的任一个)，i为心脏时相，为1～n)。

在图9中示出预扫描数据与投影数据的关系。图9(a)表示对通过预扫描获取的回波信号和投影数据进行分类的图表，图9(b)表示对P专业数据Pd(i)进行分类的图表。在使Pd(i)的作成在与电影PC相同的条件下进行的情况下，Pd(i)的个数与电影PC的心脏时相数与流编码的方向的积相等。即，在心脏时相数20内使用正交三方向的流编码的情况下，Pd(i)的个数成为60个。

一个方向(x方向)的P专业数据Pd(i)的一例如图9(c)所示。此外，P专业数据Pd(i)为相位差图像，其信号强度与相位差相同。在各时相的Pd(i)中，若设定的流编码量合适，则成为对象的血管成为高信号。在本图中，能够通过心脏时相1的图像确认高信号，但在以后的心脏时相编号中，信号强度会逐渐变小。

因此，使用流编码量与速度成反比(式(3))的关系，以在各心脏时相内成为相同的高信号的方式对流编码量进行优化。因此，首先，求出P专业数据Pd(i)的最大值Max_Pd(i)(S113)，使用此值通过下式(4)对各Pd(i)进行标准化(S114)。

St_Pd(i)＝Max_Pd(i)/Pd(i) (4)

将这样求出的“St_Pd(i)”称为标准化系数。使用该标准化系数，在各时相内通过下式(5)计算出最优的流编码量(Gvenc)(S115)。

Gvenc(i)＝Gvenc(0)×St_Pd(i) (5)

在此，Gvenc(0)是以预扫描序列设定的流编码量。

计算出的流编码量为了作为继续执行的电影PC序列的各时相的流编码量使用而收纳在存储器中(S116)。

在使用多个轴的流编码的情况下，针对各个轴，计算出各时相的标准化系数并收纳在存储器中。保存流编码量的数据区域大小在现有方法中为1或3，而在本实施方式中，为“三方向×心脏时相数”个。

在使用多个轴的流编码的情况下，不是按每轴独立地求出标准化系数，可以使用通用的标准化系数。在这样的情况下，如图8中虚线所示的那样，求出各个轴的最大值Max_Px(i)、Max_Py(i)、Max_Pz(i)中值最大的最大值Max_P(S118、S119)，通过式(6)计算出标准化系数“St_Pd(i)”。

St_Pd(i)＝Max_P/Pd(i) (6)

使用该标准化系数计算出每一时相的最优流编码量与按每轴独立地求出标准化系数的情况相同。

此外，在步骤S113中，在求出最大值Max_Pd(i)时，优选也计算出P专业数据Pd(i)的最小值Min_Pd(i)、或自成为最大值或最小值的心电图R波的经过时间(DT：延迟时间)等。最大值、最小值、及延迟时间与步骤S114中计算出的标准化系数一起收纳在存储器202(图2)中(S116)。这些数值可以在对电影图像进行显示时作为血流速度的指标使用。

此外，由于根据获取最大值的心脏时相的流编码量计算出的血流速度可以看作其心脏时相的血流速度，因此，也可以根据其血流速度使用上述标准化系数计算出各心脏时相的血流速度或血流速度的最大值、最小值。

将这样计算出的、各流编码方向上的Pd(i)的最大值和最小值(或者血流速度的最大值和最小值)、及成为最大值和最小值的心脏时相的编号或自R波的经过时间显示在显示部113上(S117)。由此，操作者能够对所显示的数值进行确认，在判断为值错误的情况下，也可以再次实施预扫描(S120)。

以上为图6的步骤S103的详细情况。

＜＜步骡S104＞＞

返回图6，序列控制部1112开始如图4所示的电影PC序列。电影PC序列针对各时相也重复至收集到规定相位编码数的回波信号。通过电影PC序列的执行而测量到的回波信号收纳在CPU201的存储器202中。在存储器202上，回波信号作为将心脏时相编号和流编码方向设为维度的配列的要素分类。例如，在以心脏时相数20、流编码三个方向的条件实施了电影PC的成像的情况下，根据获取时的成像条件对回波信号进行分类。此外，在步骤S104中，除不使用流编码以外，也可以将与PC序列相同的序列作为参考序列执行，在这样的情况下，成为心脏时相数20和流编码7种(流编码3方向×双极性且2模式+无流编码)的数据配列的要素。

＜＜步骤S105＞＞

图像运算部1081对步骤S104中保存的数据配列的各要素实施傅立叶变换等图像重构处理，生成图像数据。这些图像数据中，在流编码方向相同且极性不同的图像数据的对(双极性的对)间导出相位差分，并将其作为PD图像数据PCd(i)保存。PD图像是相位图像，同时也可以作成绝对值图像。PD图像数据的数据数在心脏时相数20内在流编码三个方向的条件下成为60个图像数据。另外，在对PD图像数据PCd(i)进行保存时，相对应地保存步骤S103(S114)中导出的标准化系数St_Pd(i)。标准化系数例如优选作为图像数据的头信息保存。使用通过参考序列得到的无流编码的回波信号生成的图像数据为通常的MR图像，不适用上述的处理，作为参考图像数据保存。

＜＜S106＞＞

通过步骤S105生成的图像数据基于显示控制部1113的控制，在显示部113上作为电影图像显示。电影图像中的各心脏时相的图像在全部心脏时相内有效使用动态范围，血管的信号强度被最大化。即，即使血流速度按照每心脏时相发生变化，各心脏时相的图像也通常被描出为高信号。

另一方面，通过使全部时相的信号强度最大化，不能根据图像的亮度值(信号强度)视觉上掌握血流速度，或者根据信号强度直接导出与血流速度或血流动态相关的诸量。因此，在本实施方式中，与电影图像一起显示血流速度的指标。作为血流速度的指标，可以使用通过S115计算出的标准化系数。

对将标准化系数作为血流速度的指标进行显示的意义进行说明。

在使流编码量一定进行电影PC成像的情况下，信号强度与血流速度成正比地变化。这一变化与血流描出性能的降低相关，另一方面，利用血流速度与信号强度成正比的性质，根据显示的一连的电影PC图像通过目视对高信号的图像进行确认，能够确定血流速度快的心脏时相。在本实施方式的MRI装置中，由于流编码量以在各心脏时相内信号强度成为高信号的方式进行变更，因此，通过目视不能确认血流速度快的心脏时相。标准化系数是用于使与血流速度成正比按每一时相进行变化的信号强度(Pd(i))一致为一定值的系数，其与速度的倒数成正比。因此，将标准化系数作为图像的头信息进行保存，另外，通过显示，能够将与根据信号强度不能辨别的每一心脏时相的速度的变化相关的信息提供给用户。

以血流速度100cm/秒的心脏时相1和血流速度25cm/秒的心脏时相2为例对具体的例进行说明。电影PC图像(对象血管的图像、以下相同)的信号强度为相位值，其动态范围通常为±180度。因此，在使流编码量设为一定的情况下(现有方法)，在将心脏时相1(血流速度100cm/秒)的电影PC图像的信号强度设为180时，成为心脏时相2(血流速度25cm/秒)的电影PC图像的信号强度45。在现有方法中虽没有标准化系数这一概念，但若在该电影PC图像中应用标准化系数，则与心脏时相1及心脏时相2一起成为“1”。

另一方面，在本实施方式中，使流编码量按照每一心脏时相进行变更，与心脏时相1、心脏时相2一起将电影PC图像的信号强度设为180。即，在心脏时相1(血流速度100cm/秒)中，电影PC图像为信号强度180、标准化系数1，在心脏时相2(血流速25cm/秒)中，电影PC图像成为信号强度180、标准化系数4。这样，在本实施方式中，能够有效地应用动态范围，通过全部时相的电影PC图像能够以高亮度描出血流，并能够通过标准化系数掌握各时相中的血流速度。

此外，作为血流速度的指标，能够代替标准化系数或者加在标准化系数上，将标准化系数的倒数或各时相的电影PC序列的设定的流编码量等作为图像数据的头信息承载，另外，也能够对其进行显示。

＜＜步骤S107＞＞

根据需要，对电影PC图像数据进行解析，并对与血流相关的诸量进行计算。例如，根据由电影PC图像数据得到的每一时相的血流速度(图5所示的座标图)，能够求出血流速度V(cm/s)的时间积分，能够使用血管的截面积A(cm²)，根据式(7)计算出血流量Q(cm³)。

Q＝A×∫vdt (7)

此外，血管的截面积能够作为ROI的面积求出。

另外，血液摩擦血管壁的力称为壁面剪切应力，作为流体的粘性系数与壁面中的速度斜度的积求出。

这样，能够使用电影PC的图像数据定量地对血行动态进行解析。

如以上说明的那样，根据本实施方式的MRI装置，能够通过预扫描计算出适用于作为本成像的电影PC成像的各时相的流编码量，使其在至少两个时相内不同，并能够按照电影PC成像的每一时相，使用最优于此时的血流速度的流编码量进行成像。由此，根据时相使作为目的的血管的信号值降低，能够解决求出的血流速度的精度降低的问题。另外，能够遍及心动周期整体地以高信号强度描出血管。

另外，根据本实施方式，在将电影PC图像数据收纳在存储器或存储装置中时，通过承载成为血流速度的指标的标准化系数或流编码量作为各时相的电影PC图像的附带信息，能够对因电影图像中的信号值的变化引起的血流速度的直观的掌握进行补偿。

＜第二实施方式＞

本实施方式的MRI装置也执行与电影PC序列同样的预扫描序列与第一实施方式相同，本实施方式的不同点在于，预扫描序列的时相数与电影PC序列的时相数不同。

电影PC序列及预扫描序列分别为图4及图7所示的、心电同步的预期成像序列。但是，预扫描序列的时相数比电影PC序列的时相数少。图10表示电影PC序列的时相与预扫描序列的时相的关系。图示的例表示预扫描序列的时相数为10，电影PC序列的时相数为20的情况(a)及预扫描序列的时相数为6，电影PC序列的时相数为20的情况(b)。

在本实施方式中，由于使用通过预扫描获取的预扫描数据计算出电影PC序列的各心脏时相的流编码量与第一实施方式同样，因此，引用图8的流程进行说明。如图8所示，首先，作成预扫描的投影数据(S111)，获取投影数据中流编码方向相同的双极性流编码的对的差分，计算出P专业数据Pd(j)(j在预扫描的心脏时相中为1～m)(S112)。

接下来，决定Pd(j)的最大值及最小值(S113)，使用最大值计算出按每一心脏时相的标准化系数(S114)。此时，在流编码的方向为多个的情况下，根据全部方向的最大值及最小值，求出最大值及最小值，计算出标准化系数。使用该标准化系数计算出电影PC序列的各心脏时相的流编码量(S115)。此时，标准化系数的数据数与预扫描的心脏时相数m相同，比应计算出的流编码量的数据数(与电影PC序列的心脏时相数n相同)少。因此，在进行两者的心脏时相的相对应后，计算出流编码量。

该相对应考虑有多种方法。在一个方法中，例如，预扫描的时相(j)的时间内包含的电影PC的时相(多个)使用其预扫描的时相(j)的标准化系数。如图10(a)所示，在电影PC的时相数为预扫描的时相数的整数倍的情况下，通过该方法进行全部时相的相对应。另外，如图10(b)所示，在电影PC的时相(i)跨越至预扫描的两个时相(j)、时相(j+1)或者(j-1)的情况下，使用两个时相的标准化系数的平均值。

在图10(b)所示的例中，电影PC的心脏时相4使用预扫描的心脏时相1和心脏时相2的平均值，电影PC的心脏时相7使用预扫描的心脏时相2和心脏时相3的平均值。平均可以是单纯平均，也可以根据预扫描的时相与电影PC的两个时相的重叠度进行加权平均。加权例如导出相对电影PC序列中的心脏时相的时间中心的、与预扫描中的邻接的两个心脏时相中的时间中心的时间差，并按照比例对其时间差进行加权。

如上所示，在使用标准化系数计算出流编码量后，将其收纳在存储器中(S116)，继而，将其作为执行的电影PC的各心脏时相的流编码量使用。其后，以按照每一心脏时相而设定的流编码量执行电影PC、以及进行图像重构，与第一实施方式相同。

在本实施方式中，例如图10(b)所示，将心动周期分割为收缩期的前期/中期/后期、及舒张期的前期/中期/后期合计6个区间等，与电影PC成像中的心脏时相数相比，能够大幅降低预扫描的心脏时相数。在这种情况下，也可以通过上述的方法使电影PC成像的心脏时相与预扫描的心脏时相相对应。该实施方式在血流速度的变化小的成像对象中是有用的。

根据本实施方式，由于通过使预扫描的心动周期的分割数减少，一心脏时相的间隔变长，因此，预扫描序列的参数设定的自由度高。另外，如在第一实施方式中说明的那样，预扫描不仅可以采用不使用相位编码的序列，也可以采用使用低域相位编码的序列，但在本实施方式中，由于能够使心脏时相的间隔变长，因此，能够不延长用于预扫描的测量时间地获取低域的预扫描数据。

＜第三实施方式＞

在本实施方式的MRI装置中，作为预扫描序列，使用与电影PC序列不同种类的序列。具体来说，采用二维空间选择性激发法的序列。二维空间选择性激发法与限幅选择梯度磁场与RF脉冲的组合引起的限幅面的激发不同，是组合2方向的振动梯度磁场与RF脉冲(在此，称为二维选择RF脉冲)，选择性地激发任意的圆筒状区域，得到来自该区域的回波信号而进行图像化的成像方法。

此外，作为将二维空间选择性激发法应用于血管成像的例，例如在非专利文献1中，有以抑制信号为目的使用二维空间选择性激发法的例，本实施方式中，为了获取预扫描数据而使用二维激发法。

图11表示二维选择性激发法的序列的一例。该序列除去了由虚线的四角围成的与二维激发相关的部位，与图7所示的预扫描序列相同，相同的要素用相同的符号表示。在该二维激发法的序列中，通过恰当地设定RF脉冲311的频率及强度、Gp方向及Gr方向的梯度磁场波形312、313，能够对希望的区域选择性地进行图像化。

图12表示本实施方式中的控制部111及运算部108中的处理流程。在图12中，与图6及图8所示的处理相同的处理用相同的符号表示，并省略详细的说明。

＜＜步骤S201＞＞

控制部111接受经由UI的用户的区域设定。用户例如参考定位用的图像对关注血管进行确认，以与关注血管的行进成正交的方式，选择区域。作为关注血管，例如，可以列举血管的分叉部和动脉瘤。图13表示选择了关注血管的UI的一例。在图13中，在下部中央稍稍靠右的血管上，以与血管行进方向成正交的方式设定圆筒状的区域120。由于通过使其与血管行进正交，预扫描中使用的二维激发脉冲与血管内的血流相交区域的体积变小，因此，能够期待更准确地测量关注血管中的血流速度。

在所选择的区域的半径和朝向确定时，对作为预扫描序列的二维空间选择性激发法的序列进行计算。具体来说，对二维激发脉冲和梯度磁场的波形进行计算。该计算例如可以具有作为脉冲运算部1082的功能，也可以具有作为序列控制部1112的功能。

＜＜步骤S101＞＞

对预扫描的TE、TR、心脏时相数、流编码的方向等进行设定。心脏时相数可以与作为本成像的电影PC序列的时相数相同，也可以不同。通常，由于在二维空间选择性激发法中需要使TR比图7所示的PC法序列长，因此，进行对应其减少心脏时相数的、导出TR的延长成为最小限的参数值等处理。

＜＜步骤S102～S106＞＞

在设定的条件下执行使用二维空间选择性激发法的预扫描，并使用获取的预扫描数据执行电影PC成像；和此时将VENC设定时计算出的标准化系数作为头信息结合在电影图像数据上与第一或第二实施方式相同，在步骤S103中，实施使通过预扫描得到的血流速度的结果与电影PC中的流编码量相对应的处理。该处理是用于由于在预扫描和电影PC中TR不同，因此，在预扫描和电影PC中心脏时相数、或者自各心脏时相的R波的延迟时间或期间产生差异的处理，可以通过与第二实施方式中的时相的相对应同样的方法进行。

例如，如图14所示，在心动周期为1秒且电影PC的心脏时相数为20时，每1心脏时相的时间为50ms。在通过预扫描对于相同的心动周期，将心脏时相数设为13的情况下，成为1心脏时相数76ms。在此，端数(50ms×20-76ms×13)的12ms作为第13心脏时相后的剩余时间分配。

在这样的情况下，与预扫描和电影PC的各心脏时相相关地导出时间中心。在决定电影PC的心脏时相(i)的流编码量的情况下，对具有电影PC的心脏时相(i)的时间中心和时间差最小的时间中心的预扫描的心脏时相(j)进行判断。接下来，参考预扫描的心脏时相(j)内的血流速度，将换算出的流编码量作为获取电影PC的心脏时相(i)时的成像条件。

该处理在表示步骤S103的详细情况的图8的流程中插入S114与S115之间。

根据本实施方式，通过在预扫描中使用能够对圆筒状区域施加高频磁场的二维空间选择性激发法，能够仅从关注血管收集预扫描数据。由此，能够更准确地测量关注血管中的血流速度，能够将最优的流编码量应用在电影PC的成像条件中。本实施方式特别适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动脉瘤。

＜第四实施方式＞

以上说明的第一～第三实施方式主要对应用在按照自R波的经过时间决定的心脏时相分配回波信号的预期的成像方法中的情况进行了说明，这些实施方式也能够适用于考虑心跳数的摇摆而决定的R波和以规定的心脏时相分割R波的时间间隔，并分配回波信号的回顾性的成像方法。

本实施方式中，也首先实施预扫描，并预先计算出电影PC成像的各心脏时相的流编码量，将计算出的流编码量设定为电影PC成像的各心脏时相的流编码量。预扫描可以与电影PC成像相同，也可以为二维空间选择性激发法的序列。另外，流编码量的计算方法与第一实施方式同样。在回顾性成像中，由于基于心动周期的间隔的平均值，以预先设定的心脏时相数对心动周期进行分割，因此，在这些心脏时相中设定根据预扫描数据计算出的流编码量。

图15表示使用回顾性的成像方法的电影PC成像的一例。在图15中，作为一例，表示6分割并测量3心动周期中的全相位编码的信号的情况。

在与心动周期的平均值相同间隔的心动周期1中，得到6心脏时相分的数据，在比平均值短的心动周期2中，不能得到预定的心脏时相分的数据，在比平均值长的心动周期3中，得到比预定的心脏时相分多的数据。在回顾性成像中，对于比平均值短的心动周期或比平均值长的心动周期，将在该心动周期内得到的数据分割为基于平均值设定的心脏时相数(在此，为6)，并作为各心脏时相的数据进行处理。例如，在心动周期2中，将5心脏时相分的数据分割为6心脏时相，另外，在心动周期3中，将7心脏时相分的数据在6心脏时相分别作为1～6心脏时相的数据进行处理。因此，虽然各心脏时相的数据中会产生缺损和剩余(重复)，但会重复进行测量，并对缺损的数据进行补充。

在对缺损的数据进行补充的情况下，优先相位编码量。例如，在心脏时相n中缺损相位编码量的情况下，根据心脏时相n-1或心脏时相n+1等邻接的心脏时相对数据进行填补。此时，优先采用心脏时相的时间差小的回波信号。在存在心脏时相的时间差相同的回波信号的情况下，采用流编码量的差小的回波信号。另外，也可以使用在流编码量的差超过了例如预先设定的阈值的情况下，不采用该心脏时相的回波信号这一规则。

另外，重复的数据删除即可，但此时也最好采用的是，流编码量与设定在应填补的心脏时相的流编码量的差小。

通过使用以上那样的相位编码量的缺损的填补和重复的删除的规则，可以得到按每一心脏时相而设定的流编码量差别不大的数据。

此外，作为数据填补的其它方法，也可以使用满足相位编码量和流编码量的低频区域(相位编码量接近零的区域)的信号，并使用所谓半傅立叶处理对缺损的回波信号进行推定。

根据本实施方式，在回顾性成像中，也可以防止依赖于心脏时相的血流的信号值的降低，并能够提高血流描出性能。

＜显示的实施方式＞

接下来，在实施上述的各实施方式中，对用于输入成像条件等的UI和对运算部中的运算结果进行显示的显示部的实施方式进行说明。图16表示显示画面的一例。

该画面160分为输入预扫描的条件的条件输入部161、和显示运算部的结果的结果显示部162，例如，显示为选择电影PC成像作为成像序列。

操作者经由条件输入部161输入预扫描的种类、即使用与电影PC相同的条件，或者使用二维激发法。图中的黑圈中所示的项目表示由操作者指定的项目，在本图中选择二维空间选择性激发法。接下来，关于预扫描的心脏时相数，输入：选择“Auto”使用与电影PC相同的成像条件；或者选择“Manual”使用与电影PC不同的值。在本图中，选择“Manual”，作为心动周期的分割数，指定“6分割”。

在选择二维空间选择性激发法时，例如，显示图13所示的图像，可以指定二维激发的位置。其后，若在设定的条件下执行预扫描，则执行图6所示的步骤S103(图8的流程)，脉冲运算部1082所计算出的值作为校准的结果显示。即，自动计算各流编码方向中的血流速度的最大值和最小值、及自成为这些值的心电图R波的延迟时间(DT)，显示在显示画面内。

这些数值除在通过运算部108对与血流动态相关的诸量进行计算时使用外，也可以设为通过操作者确认进行预扫描的重新执行等的指南。例如，虽然也可能有在血管重叠时等通过预扫描得到的数据的精度下降，成为错误的值的情况，但可以通过显示这些内容在本成像前再次实施预扫描。

此外，图16所示的显示画面是一例，也可以在该显示画面上显示图示的项目以外的项目或用于决定激发位置的图像等。此外，对校准结果的显示方法也不仅是数值，也可以采用图形的显示等。

根据本实施方式，操作者能够对第一～第四实施方式中说明的MRI装置的动作进行自定义并执行。

如以上说明的那样，根据本实施方式的MRI装置，能够防止依赖于心脏时相的血流信号的降低，在全部心脏时相中提高血流的描出性能，并能够高精度地进行血流速度的计算等。

符号说明

100 MRI装置

101 被检体

102 静磁场发生磁铁

103 梯度磁场线圈

104 RF线圈

105 RF探头

106 信号检测部

107 信号处理部

108 运算部

109 梯度磁场电源

110 发送部

111 控制部

112 床

113 显示部

114 输入部

115 测量设备

201 CPU

202 存储器

203 存储装置

1081 图像运算部

1082 脉冲运算部

1083 ROI设定部

1111 主控制部

1112 序列控制部

1113 显示控制部