磁共振成像装置的制作方法

专利名称：磁共振成像装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及根据从被检体释放的磁共振信号得到用于医用诊断的信息的磁共振成像装置。

背景技术：
MR血管造影技术(MR angiographyMRA)是以动脉和静脉为对象的磁共振成像法。在MRA中，有使用了梯度回波(gradient echoGRE)法的TOF(time of fright)法、使用了将血管描绘为低信号的高速自旋回波(Fast spin echoFSE)法的BB(black-blood)法。最近，提出了应用静脉的磁化率效果(susceptibility effect)的SWI(susceptibility-weighted imaging)法(参考美国专利第6501272号说明书)。
非造影的TOF法是WB(white-blood)法的代表例子。在非造影的TOF法中，利用流入(in-flow)效果，因此将接近层块(slab)的流入部分的流速快的动脉描绘为高信号。在该非造影的TOF法中，难以描绘出乱流部分，另外难以描绘出穿过分支等的末梢血管。即，在非造影的TOF法中，对动脉主体进行描绘。
另外，在使用了常磁性造影剂而按照T1W系的时序进行摄像的情况下，由于将血管描绘为高信号，所以为WB法。另外，在此，将血管与背景组织相比成为高信号的MRA法广泛地称为WB法。
在BB法中，血管相对于周围组织为低信号。在BB法中，也描绘出慢的血流，正确地描绘出血管壁。在BB法中，还能够描绘出在TOF法中难以描绘出的乱流部分。在BB法的时序中，最初利用了FSE法，但由于图像处理的问题等而几乎没有普及。在BB法中，动脉和静脉都为低信号，但通过将回波时间(TE)设置得短，能够增强动脉。另外，在使用常磁性造影剂按照T2*W系的时序进行摄像的情况下，由于将血管描绘为低信号，所以为BB法。
在BB法中，周围组织也成为低信号，因此难以区别地只抽出血管。例如在BB法中，难以排除因最小值投影(minIP)造成的空气。在最大值投影(MIP)等中，也能比较容易进行WB法中的血管抽出。
在以上那样的现有的MRA中，WB法和BB法都有优点和缺点，与用途对应地适当地分开使用。但是，在WB法和BB法中，都难以容易清楚地描绘出血管的各种构造。
另一方面，在收集磁共振信号时，有使自旋失相(dephase)的方法、使自旋复相(rephase)的方法。与用途对应地选择性地使用这2个收集方法。另外，根据通过任意方法收集到的磁共振信号，都能够得到用于医用诊断的信息。
另外，已知通过对根据通过任意方法收集到的磁共振信号所得到的信息实施分别的处理，得到有用的信息的技术。例如作为比T2*增强对磁化率(magnetic susceptibility)变化更敏锐的摄像法，提出了对根据通过复相收集到的磁共振信号而重构出的绝对值图像实施相位增强处理的方法(参考Magn Reson Med 52612～618，2004)。
但是，根据通过失相或复相收集到的磁共振信号得到的信息是有限的，例如无法得到良好地描绘出血管等所需要的信息。
根据这样的情况，要求得到容易清楚地表示出血管等关注组织的各种构造的图像。
另一方面，希望得到根据通过失相或复相分别单独收集到的磁共振信号无法得到的有益的信息。


发明内容
本发明的第一形式的磁共振成像装置具备分别针对同一被检体的同一区域的图像，分别取得关注组织的信号比背景高的第一数据、上述关注组织的信号比背景低的第二数据的取得单元；根据上述第一数据和上述第二数据，生成上述关注组织相对于背景的对比度比上述第一和第二数据都高的第三数据的生成单元。
本发明的第二形式的磁共振成像装置具备分别针对同一被检体的同一区域的图像，分别取得关注组织的信号比背景高的第一数据、上述关注组织的信号比背景低的第二数据的取得单元；生成表示分别向上述第一数据所示的图像和上述第二数据所示的图像分配不同颜色而合成的图像的第三数据的生成单元。
本发明的第三形式的磁共振成像装置具备针对被检体的关注区域，执行按照用于得到血管的信号比背景部分高的第一图像数据的脉冲时序进行数据收集的第一扫描、按照用于取得上述血管的信号比背景部分高的第二图像数据的与上述第一扫描不同的脉冲时序进行数据收集的第二扫描的扫描单元；根据上述第一图像数据和上述第二图像数据，生成上述血管相对于背景部分的对比度比上述第一和第二图像数据都高的第三图像数据的生成单元。
本发明的第四形式的磁共振成像装置具备针对被检体的关注区域，执行按照用于得到血管的信号比背景部分低的第一图像数据的脉冲时序进行数据收集的第一扫描、按照用于取得上述血管的信号比背景部分低的第二图像数据的与上述第一扫描不同的脉冲时序进行数据收集的第二扫描的扫描单元；根据上述第一图像数据和上述第二图像数据，生成上述血管相对于背景部分的对比度比上述第一和第二图像数据都高的第三图像数据的生成单元。
本发明的第五形式的磁共振成像装置具备收集从被检体发射的磁共振信号的收集单元；根据收集到的上述磁共振信号，至少重构各一张失相图像和复相图像的重构单元；根据重构出的上述失相图像和上述复相图像的双方，对与上述被检体有关的特性进行定量化的定量化单元。
通过以下的说明和实施例可以了解本发明的其他特征和优点。本发明并不只限于这些说明。



图1是表示本发明的一个实施例的磁共振成像装置(MRI装置)的概要结构的图。
图2是表示进行混合MRA的情况下的图1所示的MRI装置的动作步骤的流程图。
图3是表示用2回波进行TOF法和FS-BB法的数据收集的情况下的脉冲时序的一个例子的图。
图4是表示复相/失相GRE时序的血管内血液和静止组织的信号强度相对于TE的变化的图。
图5是表示血管直径、信号值S(WB)、信号值S(BB)的关系的图。
图6是表示根据图5所示的信号值S(WB)和信号值S(BB)求出的差分值ΔS的图。
图7是并排表示混合MRA MIP图像和现有的TOF法的MRA图像的MIP图像的图。
图8是依存于层块位置而设置比例缩放(scaling)值的具体例子的图。
图9是表示用于对任意一个像素设置比例缩放值的图1中的主计算机的处理步骤的流程图。
图10是表示混合MRA图像的CNR和比例缩放值α的关系的图。
图11是表示图1中的主计算机计算出的比例缩放值α(k)与值k的关系的图。
图12是表示图1所示的MRI装置的摄像时的处理步骤的图。
图13是逐点地收集复相TE和失相TE的情况下的采样点的关系的图。
图14是表示收集2点的失相TE的情况下的采样点的关系的图。
图15是表示收集2点的复相TE的情况下的采样点的关系的图。
图16是表示GRE多回波时序的一个例子的图。
图17是表示4点法中的采样点的关系的图。
图18是表示分析参数图像的计算处理的概念的图。
图19是表示收集2点的复相TE和1点的失相TE的情况下的分析参数图像的计算处理的流程的图。
图20是表示在图19所示的处理中作成的振幅图像相当的采样点和与实际收集有关的采样点的关系的图。
图21是表示收集1点的复相TE和2点的失相TE的情况下的分析参数图像的计算处理的流程的图。
图22是表示在图21所示的处理中作成的振幅图像相当的采样点和与实际收集有关的采样点的关系的图。
图23是表示非对称型的掩模的图。
图24是表示对称型的掩模的图。
图25是表示彩色合成处理的具体例子的图。
图26是表示TR、TE相对于k的变化的例子的图。

具体实施例方式 以下，参考

本发明的实施例。
图1是表示本实施例的磁共振成像装置(MRI装置)100的概要结构的图。
该MRI装置100具备卧台部件、静磁场产生部件、倾斜磁场产生部件、发送接收部件和控制计算部件。卧台部件使承载的被检体200移动。静磁场产生部件产生静磁场。倾斜磁场产生部件产生用于向静磁场附加位置信息的倾斜磁场。发送接收部件对高频信号进行发送接收。控制计算部件承担系统全体的控制和图像重构。另外，作为这些各部件的构成要素，MRI装置100具备磁铁1、静磁场电源2、匀场线圈3、匀场线圈电源4、顶板5、倾斜磁场线圈单元6、倾斜磁场电源7、RF线圈单元8、发送器9T、接收器9R、时序产生器(时序控制器)10、计算单元11、存储单元12、显示器13、输入器14、声音产生器15和主计算机16。另外，MRI装置100与测量作为表示被检体200的心跳动的信号的ECG信号的心电图测量部件连接。
静磁场产生部件包含磁铁1、静磁场电源2、匀场线圈3、匀场线圈电源4。作为磁铁1，例如可以利用超导磁铁和常电导磁铁。静磁场电源2向磁铁1供给电流。另外，在采样超导磁铁作为磁铁1的情况下，可以省略静磁场电源2。另外，静磁场产生部件在将被检体200送入其中的圆筒状的空间(诊断用空间)中产生静磁场B0。该静磁场B0的磁场方向大致与诊断用空间的轴方向(Z轴方向)一致。匀场线圈3在主计算机16的控制下接受从匀场线圈电源4的电流供给，产生用于使静磁场均匀的修正磁场。
卧台部件将承载了被检体200的顶板5送入诊断用空间，或者从诊断用空间中取出。
倾斜磁场产生部件包含倾斜磁场线圈单元6和倾斜磁场电源7。倾斜磁场线圈单元6被配置在磁铁1的内侧。倾斜磁场线圈单元6具备用于产生相互垂直的X轴方向、Y轴方向和Z轴方向各自的倾斜磁场的3组线圈6x、6y、6z。倾斜磁场电源7在时序产生器10的控制下，分别向线圈6x、6y、6z供给用于产生倾斜磁场的脉冲电流。倾斜磁场产生部件通过控制从倾斜磁场电源7向线圈6x、6y、6z供给的脉冲电流，而对作为物理轴的3轴(X轴、Y轴、Z轴)方向各自的倾斜磁场进行合成，任意地设置由相互垂直的切片方向倾斜磁场Gs、相位编码方向倾斜磁场Ge、读出方向(频率编码方向)倾斜磁场Gr构成的逻辑轴方向的各个倾斜磁场。切片方向、相位编码方向和读出方向的各倾斜磁场Gs、Ge、Gr与静磁场B0重叠。发送接收部件包含RF线圈单元8、发送器9T和接收器9R。在诊断用空间中，RF线圈单元8被配置在被检体200的近旁。发送器9T和接收器9R与RF线圈单元8连接。发送器9T和接收器9R在时序产生器10的控制下进行动作。发送器9T向RF线圈单元8供给用于产生核磁共振(NMR)的拉莫尔频率的RF电流脉冲。接收器9R取得RF线圈单元8接收到的回波信号等MR信号(射频信号)，在对其实施前置放大、中间频率变换、相位检波、低频放大、或滤波等各种信号处理后，进行A/D变换，生成数字数据(原始数据)。
控制计算部件包括时序产生器10、计算单元11、存储单元12、显示器13、输入器14、声音产生器15和主计算机16。
时序产生器10具备CPU和存储器。时序产生器10将从主计算机16发送来的脉冲时序信息存储在存储器中。时序产生器10的CPU依照存储在存储器中的时序信息，控制倾斜磁场电源7、发送器9T和接收器9R的动作。时序产生器10的CPU一旦输入接收器9R输出的原始数据，就将其转送到计算单元11。在此，时序信息是指依照一连串的脉冲时序使倾斜磁场电源7、发送器9T和接收器9R动作所需要的全部信息，例如包含与向线圈6x、6y、6z施加的脉冲电流的强度、施加时间和施加定时等有关的信息。
计算单元11通过时序产生器10输入由接收器9R输出的原始数据。计算单元11将输入的原始数据配置在设置在内部存储器中的k空间(也称为傅立叶空间或频率空间)中。计算单元11通过将配置在该k空间中的数据作为对象，进行2维或3维的傅立叶变换，而对实空间的图像数据进行重构。另外，计算单元11根据需要，还可以执行与图像有关的数据的合成处理、差分计算处理(也包含加权差分处理)。该合成处理包含将每个像素的像素值进行相加的处理、最大值投影(MIP)处理、最小值投影(MinIP)处理等。另外，作为上述合成处理的其他例子，也可以在傅立叶空间中取得多个帧的轴的匹配的基础上，对这些多个帧的原始数据进行合成，得到1帧的原始数据。另外，加法处理包含单纯加法处理、加法平均处理、或加权加法处理等。
存储单元12存储重构了的图像数据、实施了上述合成处理和差分处理的图像数据。
显示器13在主计算机16的控制下显示应该向用户提示的各种图像。作为显示器13，可以利用液晶显示器等显示设备。
输入器14输入操作者希望的同步定时选择用的参数信息、扫描条件、脉冲时序、与图像合成和差分的计算有关的信息等各种信息。输入器14将输入的信息发送到主计算机16。作为输入器14，适当地具备鼠标、跟踪球等指示设备、模式切换开关等选择设备、或键盘等输入设备。
声音产生器15在从主计算机16有了指令时，作为声音产生开始屏息和屏息结束的信息。
主计算机16统一地控制MRI装置100的各部件的动作，使得实现在现有的MRI装置中实现了的各种动作。如后述那样，主计算机16还具备在执行混合MRA时设置比例缩放系数的功能。
心电图测量部件包含ECG传感器17和ECG单元18。ECG传感器17被附着在被检体200的体表，作为电信号(以下称为传感器信号)检测被检体200的ECG信号。ECG单元18在对传感器信号实施包含数字化处理的各种处理的基础上，输出到主计算机16和时序产生器10。作为该心电图测量部件，例如可以使用向量心电图计。在与被检体200的心时间相位同步地进行扫描时，在时序产生器10中根据需要使用该心电图测量部件的传感器信号。
实施例1 接着，说明上述那样构成的MRI装置100的实施例1的动作。
另外，MRI装置100可以进行在现有的MRI装置中实现了的各种摄像，但省略对它们的说明。另外，在此，说明得到混合MRA的情况下的动作。
图2是表示得到混合MRA的情况下的MRI装置100的动作步骤的流程图。
在步骤Sa1中，时序产生器10控制倾斜磁场电源7、发送器9T和接收器9R，收集WB法和BB法中的各自的数据。可以在各自的时序下进行该WB法的数据收集和BB法的数据收集，但在此，使用多回波法在一连串的时序中进行WB法和BB法双方的数据收集。分别针对设置为摄像区域的层块内的多个切片进行该数据收集。
作为WB法和BB法，具体采用哪个方法是任意的。但是，在此假设采用TOF法作为WB法，采用FS-BB(flow-sensitive BB)法作为BB法。另外，FS-BB在包含失相倾斜磁场脉冲的梯度回波(GRE)系的脉冲时序下进行数据收集。失相倾斜磁场脉冲产生用于增强因关注区域的动脉和静脉的流动(flow)产生的信号降低的倾斜磁场。
在设脉冲时序为GRE、静磁场强度为1.5T的情况下的TE在TOF法的情况下为小于10，在FS-BB法的情况下为20。
图3是表示这时的脉冲时序的一个例子的图。图3所示的波形从上顺序地表示向被检体200施加的高频的短脉冲(flip pulse)和在被检体200中产生的回波信号、切片方向的倾斜磁场波形(Gs)、相位编码方向的倾斜磁场波形(Ge)、读出方向的倾斜磁场波形(Gr)。
在此，相对于TOF法是复相，FS-BB法是失相。
图4是表示基于复相/失相GRE时序的血管内血液和静止组织的信号强度相对于TE的变化的图。
在复相中，血液的信号不降低地原样进行收集。与此相反，在失相中，抑制血液信号地进行收集。由此，如图3所示，通过复相在血液中产生的信号是比在静止的组织中产生的信号高的信号。另外，通过失相在血液中产生的信号是比在静止的组织中产生的信号低的信号。
在步骤Sa2中，计算单元11根据如上述那样使用TOF法收集到的数据，对血管信号比背景高的信号所示的图像，即WB图像进行重构。另外，计算单元11根据如上述那样使用FS-BB法收集到的数据，对血管的信号比背景低的信号所示的图像，即BB图像进行重构。
在步骤Sa3中，计算单元11计算WB图像与BB图像的比例缩放差分。以下，将通过该计算得到的图像称为混合MRA图像。
具体地说，对于与同一位置有关的每个像素，将与该像素有关的WB图像中的信号值设为S(WB)，BB图像中的信号值为S(BB)，并且设比例缩放系数为α，则根据下式(1)计算差分值ΔS。
ΔS＝S(WB)-α×S(BB)…(1) 图5是表示血管直径、信号值S(WB)、信号值S(BB)的关系的图。
如图5所示，WB图像中的信号值S(WB)的血管部分比背景部分的信号值Sbase(WB)高。BB图像中的信号值S(BB)的血管部分比背景部分的信号值Sbase(BB)低。另外，由于MR信号收集时的条件不同，所以信号值Sbase(WB)和信号值Sbase(BB)如图5所示那样，一般是不同的。另外，对比度对噪声比(CNR)对于主干动脉那样的血管直径大的血管，在WB图像和BB图像中是同等程度的大，但对于末梢血管那样的血管直径小的血管，在WB图像中小。另外，可以用WB图像和BB图像各自的低通图像的信号强度，代替Sbase(WB)和Sbase(BB)。
另外，对于差分值ΔS，如图6所示那样，血管部分相对于背景部分的差分值ΔSbase的对比度比信号值S(WB)和信号S(BB)的任意一个都大。
另外，如果设置比例缩放值α使得α×Sbase(BB)不比Sbase(WB)大，则能够得到增大对比度的效果。因此，可以在满足上述条件的范围内任意地设置比例缩放值α。例如也可以设α＝0，不进行加权。但是，理想的是将比例缩放值α设置为背景部分的差分值ΔSbase尽量接近0。这是因为不关注于背景部分，能够进一步提高混合MRA图像的画质。
另外，针对层块内的全部切片各自生成以上的混合MRA图像。
在步骤Sa4中，计算单元11将多个混合MRA图像作为对象，进行MIP处理。以下将通过该MIP处理得到的图像称为混合MRA MIP图像。MIP处理的对象的混合MRA图像可以是在步骤Sa3中生成的全部切片的混合MRA图像的全部或一部分。或者，也可以在MIP处理的对象的混合MRA图像中，包含通过断面变换生成的其他切片的至少一个混合MRA图像。
在步骤Sa5中，计算单元11根据WB图像生成掩模(mask)图像。例如在对脑内的血管进行摄像的情况下，该掩模图像为表示与脑实质相当的区域的图像。BB图像由于脑实质与其周围的信号差小等原因，所以难以从BB图像中抽出脑实质的区域。但是，在WB图像中，脑实质和血管为高信号，因此能够从WB图像中通过阈值处理等简单的处理抽出脑实质和血管的区域。
在步骤Sa4中进行MIP处理时，也可以参考掩模图像，只将与脑实质相当的区域作为对象。另外，在与混合MRA MIP图像一起例如显示BB图像的minIP图像等那样的其他图像的情况下，也可以参考掩模图像对该minIP处理进行。
图7是并排表示上述那样生成的混合MRA MIP图像和现有的TOF法的MRA图像的MIP图像(以下称为TOF_MRA图像)的图。图7的上侧是TOF_MRA图像，下侧是混合MRA图像。TOF_MRA图像和混合MRA图像从左开始都是轴向、顶向和径向的MIP图像。
另外，根据TR＝50ms、TE＝6.8ms、FA＝20deg的3轴第一顺序(3 axis 1st order)GMN进行摄像而得到TOF_MRA图像。根据设为TE＝26ms、b-factor＝2sec/mm2而进行摄像的BB图像和上述TOF_MRA图像，设α＝1而如上述那样生成混合MRA。
如根据该图7所知道的那样，混合MRA图像是与基于TOF法的MRA图像一样的WB图像，在混合MRA图像中，用比基于TOF法的MRA图像高的对比度详细地描绘出血管，特别是细微的末梢血管。
另外，一般在TOF法中，在血液流入层块的流入部分中，血管信号大。但是，对于血液，已知由于依照末梢血管的走行而增加通过RF持续激励的次数，末梢血管的血管信号变小。因此，如果对于接近向层块的流入部分的切片设置适用的比例缩放值α，对远的切片设置得比适用的比例缩放值小，则能够得到考虑到上述性质的高质量的混合MRA图像。图8是表示如上述那样依存于层块位置而设置比例缩放值的具体例子的图。
另外，作为比例缩放值α最优的值根据WB图像和BB图像的关系，对于每个像素都不同。因此，理想的是对每个像素设置比例缩放值，将其适用于比例缩放差分。
以下，说明设置每个像素的比例缩放值的处理。
在实施例1中，测量血管的直径、WB图像和BB图像的各信号强度自身、或与周围组织的CNR，基于其比较适当地设置比例缩放值。由于较高频率成分多，所以通过取得对同一图像实施低通滤波处理的图像和不实施低通滤波处理的图像的同一像素之间的差分，能够抽出血管信号。或者，通过高通滤波处理降低低频的背景信号，能够抽出血管信号。另外，这样求出的差分值在WB图像中在正方向，在BB图像中在负方向上越大，则是血管的概率越大。噪声成分是一定的，因此信号强度原样为CNR。
图9是表示用于对任意一个像素设置比例缩放值的主计算机16的处理步骤的流程图。
在图2的步骤Sa3中计算比例缩放差分之前，根据在步骤Sa2中重构了的WB图像和BB图像，执行该处理。
在步骤Sb1中，主计算机16分别对WB图像和BB图像实施高通滤波处理，由此在WB图像和BB图像各自中使背景信号降低，抽出血管信号。
另外，也可以只对WB图像和BB图像中的任意一个实施该高通滤波处理。在该情况下，为了降低低频模糊，理想的是对BB图像实施。另外，也可以代替高通滤波处理，而进行求出对WB图像或BB图像实施低通滤波处理而得到的图像与WB图像或BB图像的差分的处理。或者，代替高通滤波处理，也可以进行作为abs[Sorig]-abs[Slow]求出与对WB图像和BB图像实施低通滤波处理而分别得到的图像有关的绝对值图像之间的差分dS的处理。进而，在高通滤波处理后，也可以进行相位修正而得到实际图像。例如可以使用根据k空间的中心部分的数据作成的相位，进行该相位修正。
另外，通过这样的滤波处理，能够对因磁化率等产生的低频成分的模糊进行修正。
在步骤Sb2中，在将如上述那样对WB图像实施高通滤波处理而得到的图像中的像素值作为Sb(WB)，并且将对BB图像实施高通滤波处理而得到的图像中的像素值作为Sd(BB)的情况下，主计算机16根据下式(2)计算出与CNR相当的值k。
k＝Sd(BB)/Sd(WB)…(2) 接着，在步骤Sb3中，作为Sbase(BB)/Sbase(WB)，主计算机16求出信号值Sbase(BB)与信号值Sbase(WB)的比。
然后，在步骤Sb4中，主计算机16计算出与在步骤Sb2中求出的值k对应的比例缩放值α(k)。有流动的血管内部为Sd(WB)＞0，Sd(BB)＜0，因此k＜0。与此相对，静止组织为k≥0的概率高。即，上述那样求出的值k在与血管相当的像素中符号为负，在与静止组织相当的像素中符号为正。因此，如果k≥0，则比例缩放值α可以是Sbase(WB)-a×Sbase(BB)为0的值，即在步骤Sb3中求出的值。如果k＜0，则随着k向负方向增大，α(k)向正方向增大。
考虑混合MRA图像的CNR与比例缩放值α的关系，如下这样设置k＜0时的α(k)。
首先，在设与2种原图像S1、S2的血管相对于周围组织S1base、S2base的对比度为C1、C2，噪声SD为σn1、σn2，CNR为CNR1、CNR2的情况下，导出与加权差分图像ΔS＝S1-α×S2中的血管的CNR、CNR(ΔS)的关系。根据问题的定义，是C1＝S1-S1base，C2＝S2-S2base，ΔS＝S1-α× S2。用原图像的对比度，如下式(3)那样表示ΔS图像的对比度。
C(ΔS)＝ΔS-ΔSbase＝{S1-αS2}-{S1base-αS2base}…(3) ＝{S1-S1base}-α{S2-S2base}＝C1-α×C2 ΔS图像中的血管相对于周围组织的CNR，CNR(ΔS)如下式(4)那样。
在此，ΔS图像的CNR为最大的条件是下式(5)的情况。
δ{CNR(ΔS)}/δα＝(-C1×α×σn22-C2×σn12)/(σn12+α2×σn22)3/2＝0…(5) 如果求出满足该公式(5)的α＝αopt，则如果分母不是0，即如果不是没有噪声的图像，则如下式(6)那样。
αopt＝-(C2/σn22)/(C1/σn12)…(6) 特别在σn1＝σn2＝σn的情况下，公式(4)和公式(6)分别为下式(4’)和公式(6’)。
αopt＝-C2/C1…(6’) 在通过同一线圈在同一接收增益下对被检体200进行摄像的情况、和通过2回波进行摄像的情况下，可以认为噪声SD是相同的，因此上述公式(4’)和公式(6’)成立。
总之，2种原图像的加权差分图像ΔS＝S1-α×S2中的血管和周围组织的对比度相关的CNR在等于2种原图像各自的血管和背景的对比度相关的CNR的比的符号反转了的值时为最大。
作为例子，如果假设图像S1为WB图像，图S2为BB图像，并且CNR1＝10，CNR2＝-10，则α＝1就可以。即，单纯差分S1-S2就可以提供最大的CNR。该情况下的差分图像的CNR为CNR＝10-(10)/√2＝14.1，提高为差分前的1.41倍。另一方面，在WB中描绘出血管时，如果在差分侧的图像中完全没有描绘出血管的状态，即CNR1＝10，CNR2＝0，则α＝0就可以。即，不对S2进行差分而原样地使用S1就可以提供最大的CNR。
图10是表示混合MRA图像的CNR与比例缩放值α的关系的图。
图10分别表示了设WB图像中的血管的CNR为10，BB图像的对比度C(BB)与WB图像的对比度C(WB)的比C(BB)/C(WB)分别是0、-0.50、-0.75、-1.00、-1.25、-1.50、-1.75、-2.00的情况下的混合MRA图像的CNR与比例缩放值α的关系。
如根据该图10可知的那样，使混合MRA图像的CNR最大的αopt如下式(7)那样。
αopt＝-C(BB)/C(WB)…(7) 其中，如根据图10可知的那样，如果C(BB)/C(WB)＜-1，则如果设α＞1，则CNR几乎不变化。
图11是表示主计算机16在步骤Sb4中计算出的比例缩放值α(k)与值k的关系的图。
如果如上述的理论那样进行实施，则主计算机16可以如图11中的虚线所示那样的值那样计算出比例缩放值α(k)。但是，实际上，在k＝0的近旁，考虑到噪声，而平滑地使比例缩放值α(k)变化。与此同时，在k＜0的区域中，为了形成自然的图像，可以例如图11中用实线表示的值那样计算出比例缩放值α(k)。
另外，对每个像素设置比例缩放值α，因此不需要特别设置其上限值αmax，但在图11中，设置了作为错误处理的适当的值。
另外，对于k＜0的像素，是静止组织的概率大。因此，不进行比例缩放差分，为了降低混合MRA图像中的噪声，可以置换为WB图像或BB图像的低通滤波图像中的相当的像素的值，也可以置换为0。
如果这样适当地设置每个像素的比例缩放值α(k)，则即使血管复杂地改变方向，流入部分和细血管不一定位于层块的两端部分，也能够适当地设置比例缩放值α，而生成高质量的混合MRA图像。
但是，如果混合MRA图像不大于WB图像或BB图像，则与血管和背景的对比度有关的CNR在生成混合MRA图像时没有意义。
血管的主干部分的基于TOF的CNR大，但在末梢血管中，基于TOF的CNR接近0。因此，BB图像的比例缩放越大，血管和背景的对比度相关的CNR越好。即，可知在末梢血管中，可以不进行差分，而单独使用BB图像。在该情况下，如果α＝1，则差分图像的CNR为1/√2＝0.71。因此，如果混合MRA图像的CNR比WB图像或BB图像的CNR的√2倍大，则混合MRA图像的血管的CNR比WB图像或BB图像大。由于背景接近0，与血管信号的差大，所以最好在MIP时进行根据差分使背景的信号值为0那样的比例缩放。
在2回波GRE的情况下，背景的信号强度是Sbase(WB)＞Sbase(BB)。在设背景为0的情况下，α＞1，对末梢血管进行加权。在该情况下，在差分图像中，需要不被空气妨碍地充分在MIP中描绘出血管，所以理想的是设置α≤Sbase(WB)/Sbase(BB)、上限使得信号强度为背景＞空气＞0。
如上述那样，在实施例1中，使用血管比背景高的信号的WB图像和血管比背景低的信号的BB图像，与各自的图像相比，能够以更高的CNR描绘出血管。背景组织的信号降低在MIP或miniIP中的细血管的描绘中特别重要。
另外，根据实施例1，与TOF法相比，提高了乱流部分、细血管或侧副血路的描绘能力。摄像时间与TOF法相比多少有些延长(与TR成正比)。另外，与TOF法相比，在实施例1中，血管相对于背景组织的CNR增大，并且脂肪和背景组织降低。在实施例1中不需要在TOF法中必要的MTC脉冲。与TOF法相比，在实施例1中，还提高了乱流部分和穿通分支的描绘能力。
另外，根据实施例1，与FS-BB法相比，血管相对于背景组织的CNR增大，并且背景组织降低。
另外，在使用了造影剂的情况下，也有成为WB、BB的情况，能够提高血管等组织的CNR。例如，如果是顺磁性造影剂，则在T1W下为WB，在T2*W下为BB。因此，可以在利用了与非造影的情况一样的GRE的2回波时序下来实现。
实施例2 接着，说明MRI装置100的实施例2的动作。
(A)理论准备 作为在说明具体动作之前的理论准备，定义磁化率不均匀并且有流动的体素(voxel)的MR信号模型、复相/失相的信号模型。
(A-1)磁化率不均匀并且有流动的体素的MR信号模型 首先，如下这样定义与磁化率不均匀并且有流动的体素的MR信号模型有关的参数。
M0质子密度 AT1依存于T1的衰减 AT1＝1-exp(-TR/T1) AT2依存于T2的衰减 AT2＝exp(-TE/T2) AD依存于扩散的衰减 AD＝exp[-bD] ASUS依存于磁化率的衰减 Asus＝exp[-TE(γΔB0σ)]* ΦSUS依存于磁化率的相位 φsus＝-TE(γΔB0m) 其中，为Lorenzian模型的情况。
T2*包含T2和基于磁化率效果的成分的缓和时间。
1/T2*＝1/T2+γΔB0(T2*＜T2) 另外，如果使用T2*，则为AT2 Asus＝exp(-TE/T2*)。
Aflow依存于流动的衰减。
Aflow＝exp[-bDflow] b根据用扩散定义的倾斜磁场模式计算出的系数(gradientfactor)。
Dflow基于流动(flow)的相位分散系数(在没有流动的部分中，相当于与定义的扩散系数等价的系数) Φflow依存于流动的相位偏移(Flow dependent phase shift) V磁化率不均匀并且包含流动的组织。是ΔB0＜＞0，并且F＜＞0的组织。例如相当于静脉等。
在该情况下，如下式(8)那样对来自组织V的MR信号S进行标准化。
S＝(M0 AT1 AT2 AD Asus Aflow)exp[i(Φ0+Φsus+Φflow)]…(8) 在此，相位中产生在磁化率和流动的效果中的关联(coherent)的成分，在振幅衰减中产生非关联(incoherent)的成分。即，在对比度中，体素(voxel)内的ΔB0分布越大，或IVIM(intravoxel incoherentmotion)成分越大，则振幅项比相位项更产生支配作用。另外，IVIM成分按照静脉→细静脉→毛细血管的顺序变大。
(A-2)复相/失相的信号模型 接着，说明复相/失相的信号模型。
在理想的模型中，在复相中使振幅和相位都消除因流动产生的成分，只成为因磁化率产生的成分。但是，实际上，即使在复相中，也会产生依存于GMN(gradient moment nulling)等级和乱流的变化。另一方面，在失相中，振幅和相位都会在磁化率成分中加入流动成分，因此如下式(9)和(10)那样表示复相/失相各自的理想模型中的信号Sre、Sde。
Sre＝(M0 AT1 AT2 AD Asus)exp[i(Φ0+Φsus)]…(9) Sde＝(M0 AT1 AT2 AD Asus Aflow)exp[i(Φ0+Φsus+Φflow)] …(10) 在此，如果由于复相/失相的时序条件中的循环时间TR和回波时间TE相同，失相的b值充分小，而能够无视AD的效果，则Sde如下式(11)那样。
Sde＝SreAflowexp[iΦflow]…(11) 即，Sde是在Sre中加入了流动效果。
MR信号(振幅、相位)的变动有以下这样的性质。
·体素内的流动成分比Mflow/(Mflow+Mst)越多，则MR信号的变动越大。
·b值越大，则MR信号的变动越大。
·如果IVIM成分大，则因失相grad.产生的振幅衰减效果的MR信号的变动大。
·如果IVIM成分大，则因失相grad.产生的相位变化效果的MR信号的变动大。
(B)复相/失相的数据收集和处理法 相对于现有的只有复相或只有失相的情况，通过组合使用复相和失相，能够产生新的应用。如上所述那样，复相是只因T1缓和、T2缓和和磁化率效果产生的信号变化。失相是向复相添加了流动的效果。因此，通过复相和失相的数据间的计算，能够得到使与静止组织有关的成分和磁化率效果等流动效果以外的成分与流动效果分离了的图像。进而，通过上述计算，能够得到更定量地表示出磁化率和流动效果的普遍的参数图像。在临床上，使用复相和失相的物理上的流动效果和磁化率效果的大小进行静脉和动脉的分离等。在此，列举收集的方法及其临床应用例子。
(B-1)理论 在说明具体的处理步骤之前，先说明理论。
复相和失相的MR信号是具有振幅和相位的复数信号。如果设MR信号的增益为K、A0＝M0、AT1、AT2，将公式(9)、(10)表示为任意的增益K和作为时序的可变参数的TR、TE、b值的函数，则如下式(9’)和(10’)那样。
Sre(TR，TE)＝Are(TR，TE)exp[iΦre(TE)]＝K A0(TR，TE)Asus(TE)exp[i{Φ0(TE)+Φsus(TE)}] …(9’) Sde(TE，TE，b)＝Ade(TE，TE)exp[iΦde(TE)]＝K A0(TE，TE)Asus(TE)Aflow(b)exp[i{Φ0(TE)+Φsus(TE)+Φflow(b)}]…(10’) 另外，在此，由于b值可以具有因流动产生的信号衰减效果，所以充分小，可以无视A0所占的分子扩散的效果AD。即，A0在复相和失相中是一样的。另外，作为M0AT1求出纵磁化(longitudinalmagnetization)Mz，在GRE的情况下，也包含流入(inflow)效果地用TR决定AT1。
(B-1-1)身体组织和磁化率、流动 如果区别身体内的组织地考察磁化率和流动的性质的不同，则动脉由于包含很多氧合血红蛋白(oxyHb)，所以可以无视磁化率效果，因此在复相中不描绘出动脉。另一方面，静脉的流动效果比动脉小，进而，还加入因氧合血红蛋白产生的磁化率效果。因此，对于血管，如果在复相中完全再次关注于因流动产生的相位变化，则支配性地描绘出静脉信号(磁化率效果成分)。其结果是在失相中，描绘出动脉和静脉(磁化率效果+流动成分)的任意一个。在复相和失相的任意一个中，也同等地描绘出静止组织。
静脉由于流动慢，所以在其选择性的描绘中除了磁化率效果以外，没有好的方法。另外，由于只通过复相，静脉和静止组织的对比度差不充分，所以难以分离动脉和静止组织。
(B-1-2)最优时序参数TE 对于TE，振幅、相位双方的使CNR最大的TE的最优条件是TE＝T2*。即，在TE与作为对象的组织的T2*相等的情况下，在与具有其近旁的T2*的组织之间产生最大的CNR。依赖于收集条件和人体组织的种类地，在T2*中有分布，但在血管描绘时重要的血液也有磁化率的范围，白质和灰白质几乎看作是一定的，因此在设体素大小一定的情况下，大致可以在上述条件下决定TE。
(B-1-3)流动效果和磁化率效果的分离 如果使接收增益、TR、TE和b值等摄像参数固定，则原样地可以对复相和失相之间进行相互比较。但是，为了更定量地指标化，可以根据Dflow计算显示流动成分，根据T2*、Δχ等计算显示磁化率成分。在该情况下，在复相中代用b＝0，TE为2个以上而需要最低3个图像。
(B-1-3-1)流动效果的定量化 如果取得复相和失相之间的振幅比和相位差，则根据公式(11)，如下式(12)和(13)那样可以分离流动效果。
失相/复相振幅比A(de)/A(re)＝Aflow …(12) 失相/复相相位差Φ(de)-Φ(re)＝Φflow …(13) 在此，可以如PS-MRA(phase contrast MR angiography)法那样，使用速度编码脉冲VENC的3方向，测量求出相位差Φflow。但是，在此几乎是不现实的，所以省略，有下式(14)所示那样的关系，求出表示因多样的流速和向多样的方向的流动产生的随机的相位分散的程度的Dflow。
Aflow＝exp[-b*Dflow] …(14) 在此，如果设失相的b值为b(be)，失相和复相的信号强度(振幅)分别为A(de)、A(re)，则在复相中可以代用b＝0，因此根据下式(15)计算出Dflow。
Dflow[mm2/sec]＝-ln[A(de)/A(re)]/b(de)…(15) (B-1-3-2)磁化率效果的定量化 首先，说明使用振幅计算出磁化率效果的定量化指标的情况。
因磁化率效果产生的衰减项Asus依存于TE，在单一TE下，无法消除加入了T1缓和和T2缓和等的作用的A0。因此，可以更普遍地求出包含γΔB0σ或T2的T2*。
在使用复相中的2个TE(以下分别称为TE1、TE2，并且设TE2＞TE1)的情况下，根据下式(16)和(17)确定TE1和TE2各自的信号强度(振幅)A1、A2。
A1＝K A0 exp[-TE1/T2*] …(16) A2＝K A0 exp[-TE2/T2*] …(17) 根据这些公式(16)和(17)，用下式(18)表示因磁化率效果产生的振幅衰减效果的指标。
T2*＝(TE2-TE1)/ln[A1(TE1)/A2(TE2)] …(18) 另外，在计算T2*时，可以取得3回波以上的多回波，使用最小二乘近似。
另一方面，说明使用相位的情况。
作为磁化率效果的其他表现形式，根据从复相的单一TE，或从2回波的相位差减去了低频的相位成分的相位，求出Φsus。分别通过下式(19)和(19’)表示单一回波的情况和2回波的情况下的Φsus。
Φsus＝-2πγΔχB0(cos2θ-1/3)TE…(19) Φsus＝-2πγΔχB0(cos2θ-1/3)(TE2-TE1)…(19’) 根据该Φsus，分别通过下式(20)和(20’)表示单一回波的情况和2回波的情况下的Δχ。
Δχ[ppm]＝-Φsus/{2πγ B0(cos2 θ-1/3)TE}…(20) Δχ[ppm]＝-Φsus/{2πγ B0(cos2 θ-1/3)(TE2-TE1)}…(20’) 可以认为该Δχ表示体素内的平均磁化率。
在此，γ是磁旋转比(gyromagnetic ratio)，B0表示静磁场强度，通过任意的装置唯一地决定。但是θ是B0方向与血管的走行角度，因此需要通过调查体素间的相关性等的方法进行测量，比根据振幅求出的方法困难。
另外，如果只是磁化率分布，则如果只在复相中TE为2阶段以上，则可以实现，该技术是公知的。
接着，依照图12说明具体的处理步骤。
(B-2)失相和复相数据的收集 在步骤Sc1中，时序产生器10收集失相数据和复相数据。
可以独立地连续摄像同一TE的失相和复相的时序。或者，为了使运动的影响最小，可以分割为多个段(segment)地交替地收集1个数据组并合成。分割的段在k空间中为1行(TR)单位，或为2维平面单位等，是任意的。
b值的阶段可以是多个。如果也取得多个TE，则对正确地计算出T2*也会起作用。如果根据Gradient Echo法在TR内收集多回波，则可以一次取得多个TE。另外，如果使用Look-Locker法，则也可以一次取得多个b值。另外，根据“Measurement of Gd-DTPA dialysisclearance rates by using a look-locker imaging technique.”，MagnReson，Med.1996 Oct；36(4)571-8.，可知Look-Locker法。
(B-2-1)失相/复相交替分割收集(失相、复相的一组为同一TE) 为了只计算出流动效果Dflow，时序产生器10在同一TE下收集2个图像的失相和复相。在Dflow的基础上还计算出T2*的情况下，时序产生器10在2回波中将复相侧设TE1、TE2，失相成为TE1、TE2的任意一个。在该情况下，也可以分割失相和复相的时序而分别进行摄像。或者，为了使图像间的运动的影响最小，可以分割为多个段(segment)地交替地收集1个数据组并合成。分割的段在k空间中为1行(TR)单位，或为2维平面单位等，是任意的。
(B-2-2)基于GRE多回波的复相、失相混合连续收集的情况(TE全部不同) 表示在GRE下用组合复相和失相的2点以上的多回波进行处理的实施例。
与上述(B-2-1)的情况相比，如果在多回波下进行收集，则复相和失相的TE无法相同，但在多个TE下收集计算时可以为相同，能够得到定量的参数。可以在1次的RF激励，即同一TR内取得多回波。因此，具有扫描时间与1回波的收集时间为同等程度这样的最大优点。在此基础上，与独立地隔开时间进行收集的情况相比，也可以无视数据间的体动，因此还有能够减轻不同种数据之间的计算时的误差的优点。当然，即使作为各自的数据进行取得，也可以共通地进行后述的分析参数图像的计算处理。
(B-2-2-1)2点法 (B-2-2-1-1)逐点地收集复相TE和失相TE的情况 如图13所示那样，分别收集TE＝TE1的Ade(TE1)、TE＝TE2的Are(TE2)。
在该情况下，由于同一模式的数据没有2点以上，所以主要是原样地观察2个图像，无法计算出定量参数中的T2*、Dflow等。但是，如果设条件为TE2＝2×TE1，则可以只对流动的相位项Φflow进行定量化。
通过设TE(de)＜TE(re)，失相成为抑制了磁化率效果而增强流动，复相成为抑制了流动效果而增强磁化率。在TE(re)＜TE(de)这样的情况下，如果将TE(re)设置得短(＜10ms)，则复相将通过通常方法收集的TOF-MRA(time of flight-magnetic resonanceangiography)代用为动脉描绘用，有可能不需要通常的TOF-MRA。进而，失相也可以将流动和磁化率效果作为增强的动静脉描绘用，还可以依照TE的设置而控制描绘静脉。另外，如果还使用相位信息，则能够增强静脉相对于背景组织的CNR。进而，通过如后述那样在失相和复相之间相互进行计算处理，还能够进行动脉和静脉的分离显示。另外，在2回波的情况下，复相和失相的TE不需要严谨地一致，如果两个TE充分接近，T2*的差不大，则可以半定量地进行显示。
(B-2-2-1-2)收集2点失相TE的情况 如图14所示那样，分别收集与TE＝TE1有关的Ade(TE1)和与TE＝TE2有关的Ade(TE2)。
如果设De TE＝TE1、TE2(TE1＜TE2)的2个回波的b值相同，则Aflow＝exp[-bDflow]。另外，如果gradient moment也相同，则相位的流动效果量Φflow也大致相同。因此，明显可以根据下式(21)消除流动效果。
Sde(TE2，b)/Sde(TE1，b)＝exp[-(TE2-TE1)/T2*]exp[-i(TE2-TE1)γΔB0m] …(21) 另外，由于TE1、TE2是已知的，所以根据公式(20)的振幅可以计算出T2*，进而可以根据相位项计算出ΔB0，可以计算出Δχ。
(B-2-2-1-3)收集2点复相TE的情况 如图15所示那样，分别收集与TE＝TE1有关的Are(TE1)和与TE＝TE2有关的Are(TE2)。
由于在A2下看作为b＝0，所以除了Aflow＝1、Φflow＝0以外，还将(B-2-2-1-2)中的下标de置换为re。
(B-2-2-2)3点法 如果混合复相和失相而收集3点，则在T2*或ΔB0的基础上，即在Δχ的基础上，还可以计算出流动效果。另外，与使用GRE的多回波无关地，可以作成同一TE的复相图像和失相图像。3点的TE可以任意组合。
在3点法中，各回波通过失相和复相的任意组合为2×2×2＝8种，如没有顺序的问题，则为4种。列举其中的复相、复相、失相和失相、失相、复相这2种。
(B-2-2-2-1)收集2点复相TE和1点失相TE的情况 根据最初的复相的2点计算出T2*，将其代入到第3点的失相，计算出Dflow。另外，如果根据复相知道T2*，则可以生成复相的任意的TE的信号，因此求出与失相相同TE的复相。即，根据相同的T2缓和效果和磁化率效果，能够得到只有流动效果不同的图像。
图16表示这时的GRE多回波时序的一个例子。
(B-2-2-2-2)收集2点失相TE和1点复相的情况 与上述的(B-2-2-1-2)一样，根据最初的b值相同而TE不同的失相的2点，计算出T2*。另外，根据该T2*和第3点的复相，计算出Dflow。另外，如果根据失相知道T2*，则可以生成失相的任意的TE的信号，因此求出与复相相同TE的失相。即，根据相同的T2缓和(T2 relaxation)效果和磁化率效果，能够得到只有流动效果不同的图像。
(B-2-2-3)4点以上法 分别对失相、复相都收集2点以上，根据它求出T2*和相同TE的图像。在未知数为2个，4点以上的情况下为最小二乘近似。当然如果必要，则也可以计算出未知参数的M0、T2或D等。
图17是表示4点法中的数据收集的一个例子的图，分别收集与TE＝TE1有关的Are(TE1)、与TE＝TE2有关的Ade(TE2)、与TE＝TE3有关的Are(TE3)、与TE＝TE4有关的Ade(TE4)。
另外，在以上说明了的各种时序模式的任意一个下，都设置多回波的TE，使得包含在T2*计算时使用的最优的TE(＝T2*)。在对象的T2*过长(时间延长、SNR延长)，或过短(没有加入RF，没有出现倾斜磁场，没有出现充分的b值等)，难以设置最优TE的情况下，可以根据计算作成的任意的TE的图像，作成TE＝T2*的图像。
另外，在相位计算时，理想的是在所有的情况下都没有折返，或修正折返。在GRE的多回波下，复相和失相的TE也不需要严谨地一致，如果两个TE充分接近，T2*的差不大，则可以半定量地进行显示。时序也不只可以是GRE，也可以在1次的RF激励后数阶段地改变了实效TE的多摄像EPI(multi-shot echo planar imaging)下将k空间分割为多个段等，适当地对短时间化和高分辨率化进行控制。
另外，对于TE，在混合存在水和脂肪的组织中，重要的是对水和脂肪设置为相同相位。将基于静磁场强度的水(质子)与化学编移(chemical shift)δppm的物质的相位差表示为ΔΦ＝n2πγδB0TE。其成为相同相位的条件是n为整数，δΦ＝n2π，因此可以设置为TE＝n/(γδB0)的倍数。在脑实质中几乎没有脂肪，因此几乎没有问题，但在体素内混合存在水和脂肪的骨髓和腹部脏器中，有出现问题的情况，因此该条件是必需的。如果对于水设γ＝42.6MHz/T，对于脂肪设γ＝3.6ppm并且B0＝1.5T，则TE＝n4.3ms。进而，如果在脂肪以外在体素内还混合存在磁化率不同的物质，则会产生相位差，但因氧气浓度产生的化学偏移为δ＝0.1ppm左右，适当地选择TE，定量化参数为振幅的T2*也几乎没有问题。在根据相位严谨地进行定量化的情况下，有可能有问题，因此可以根据需要，设δ为已知，求出基于该作用的相位而进行修正。
(B-3)图像重构 在步骤Sc2中，计算单元11使用适当地采用以上那样的各种方法收集到的各个数据，进行公知的重构处理，由此重构出m张失相图像和n张复相图像。另外，m和n的值都是包含0的整数，并根据所采用的数据收集方法而确定。
(B-4)分析参数图像的计算 在步骤Sc3中，计算单元11使用重构出的1～m张失相图像和1～n张复相图像，计算分析参数图像。
图18是表示分析参数图像的计算处理的概念的图。
计算单元11使用失相图像和复相图像，进行流动参数计算处理P1，由此计算出Dflow图像。计算单元11使用失相图像和复相图像，进行磁化率参数计算处理P2，由此计算出T2*图像和Δχ图像。计算单元11使用失相图像、复相图像和T2*图像，进行任意TE图像作成处理P3，由此计算出与任意TE有关的失相图像和复相图像。
以下，分别说明与上述各种数据收集方法对应的分析参数图像的计算处理的具体例子。
(B-4-1)2点法 (B-4-1-1)失相2点的情况 (a)计算单元11根据与同一b值的失相有关的TE＝TE1的振幅图像A1(TE1)和TE＝TE2的振幅图像A2(TE2)，根据下式(22)和(23)，分别计算出T2*和Kde。
T2*＝(TE2-TE1)/ln[Ade(TE1)/Ade(TE2)] …(22) Kde＝Ade(TE1)/exp[-TE1/T2*] …(23) (b)计算单元11针对任意TE，根据下式(24)和(25)，分别计算出失相振幅和相位。
Ade(TE)＝Kde exp[-TE/T2*] …(24) Φde(TE)＝(TE/TE1)Φde(TE1) …(25) (B-4-1-2)复相2点的情况 (a)计算单元11根据与同一b值的失相有关的TE＝TE1的振幅图像A1(TE1)和TE＝TE2的振幅图像A2(TE2)，根据下式(26)和(27)，分别计算出T2*和Kre。
T2*＝(TE2-TE1)/ln[Are(TE1)/Are(TE2)] …(26) Kre＝Are(TE1)/exp[-TE1/T2*] …(27) (b)计算单元11针对任意TE，根据下式(28)和(29)，分别计算出失相振幅和相位。
Are(TE)＝Kre exp[-TE/T2*] …(28) Φre(TE)＝(TE/TE1)Φre(TE1) …(29) 即，适用将(B-4-1)中的下标de置换为re的公式。
(B-4-2)3点法 (B-4-2-1)收集2点复相TE和1点失相TE的情况 图19表示该情况下的处理的流程。
(a)在步骤Sd1中，计算单元11根据与复相有关的TE＝TE1的振幅图像Are(TE1)和TE＝TE2的振幅图像Are(TE2)，根据下式(30)和(31)，分别计算出T2*和Kre。
T2*＝(TE2-TE1)/ln[Are(TE1)/Are(TE2)] …(30) Kre＝Are(TE1)/exp[-TE1/T2*] …(31) 在此，根据求出的T2*，得到T2*图像。
(b)在步骤Sd2中，计算单元11根据下式(32)，例如作成与图20所示那样的复相有关的TE＝TE3的振幅图像Are(TE3)。另外，在步骤Sd3中，计算单元在没有不依存于TE的背景相位的情况下，根据公式(33)作成相位图像Φre(TE3)，在有不依存于TE的背景相位的情况下，根据公式(34)作成相位图像Φre(TE3)。
Are(TE3)＝Kre exp[-TE3/T2*] …(32) Φre(TE3)＝(TE3/TE1)Φre(TE1) …(33) Φre(TE3)＝{TE3/(TE2-TE1)}{Φre(TE2)-Φre(TE1)}…(34) 另外，在步骤Sd2和Sd3中，计算单元11也可以作成TE不是TE1、TE2、TE3的任意一个的任意值的复相的振幅图像和相位图像。可以通过将任意的希望的TE代入到上述公式(25)～(27)中的TE3进行计算来实现。
(c)在步骤Sd4中，计算单元11根据TE＝TE3的振幅图像Are(TE3)、Ade(TE3)，根据下式(35)和(36)，计算出流动分散系数Dflow图像。
Aflow＝Ade(TE3)/Are(TE3) …(35) Dflow[mm2/sec]＝-ln[Aflow]/bde …(36) (d)在步骤Sd5中，计算单元11计算出血管与B0的方向角度θ。
(e)进而，在步骤Sd5中，计算单元11根据θ、TE＝TE3的复相的相位图像，根据下式(37)计算出Δχ[ppm]。
Δχ[ppm]＝-Φre(TE3)/{2πγB0(cos2θ-1/3)TE3}…(37) 在此，根据求出的Δχ得到Δχ图像。
(f)在步骤Sd6中，计算单元11作成任意TE的失相的振幅图像。
使用根据公式(35)求出的Aflow，根据下式(38)计算出失相的任意TE的振幅图像。
Ade(TE)＝Are(TE)Aflow ...(38) 在步骤Sd7中，计算单元11使用Φde(TE3)，根据下式(39)计算出失相的任意TE的相位图像。可以只在没有不依存于TE的背景相位的情况下进行计算。
Φde(TE)＝(TE/TE3)Φde(TE3) …(39) 另外，也可以只在必要的情况下计算出在上述(c)～(f)中求出的各种参数。
(B-4-2-2)收集2点失相TE和1点复相TE的情况 图21表示该情况下的处理的流程。
(a)在步骤Se1中，计算单元11根据与失相有关的TE＝TE1的振幅图像Ade(TE1)和TE＝TE2的振幅图像Ade(TE2)，根据下式(40)和(41)，计算出T2*和Kde。
T2*＝(TE2-TE1)/ln[Ade(TE1)/Ade(TE2)] …(40) Kde＝Ade(TE1)/exp[-TE1/T2*] …(41) 在此，根据求出的T2*得到T2*图像。
(b)在步骤Se2中，计算单元11根据下式(42)，如图22所示那样，作成与失相有关的TE＝TE3的振幅图像Ade(TE3)。另外，在步骤Se3中，计算单元11根据下式(43)，作成相位图像Φde(TE3)。
Ade(TE3)＝Kde exp[-TE3/T2*] …(42) Φde(TE3)＝(TE3/TE1)Φde(TE1) …(43) 另外，在步骤Se2和步骤Se3中，计算单元11也可以作成TE不是TE1、TE2、TE3的任意一个的任意值的失相的振幅图像和相位图像。可以通过将任意希望的TE代入到上述公式(42)和(43)中的TE3进行计算来实现。
(c)在步骤Se4中，计算单元11根据TE＝TE3的振幅图像Are(TE3)、Ade(TE3)，根据下式(44)和(45)，计算出流动分散系数Dflow图像。
Aflow＝Ade(TE3)/Are(TE3) …(44) Dflow[mm2/sec]＝-ln[Aflow]/bde…(45) (d)在步骤Se5中，计算单元11计算出血管与B0的方面角度θ。
(e)进而在步骤Se5中，计算单元11根据θ、TE＝TE3的相位图像，根据下式(46)计算出Δχ[ppm]。
Δχ[ppm]＝Φre(TE3)/{2πγ B0(cos2θ-1/3)TE3}…(46) 在此，根据求出的Δχ得到Δχ图像。
(f)在步骤Se6中，计算单元11作成任意TE的复相的振幅图像。
使用根据公式(44)求出的Aflow，根据下式(47)计算出复相的任意TE的振幅图像。
Are(TE)＝Ade(TE)/Aflow …(47) 在步骤Se7中，计算单元11使用Φre(TE3)，根据下式(48)计算出复相的任意TE的相位图像。可以只在没有不依存于TE的背景相位的情况下进行计算。
Φre(TE)＝(TE/TE3)Φre(TE3) …(48) 另外，也可以只在必要的情况下计算出在上述(c)～(f)中求出的参数。
进而，在复相和失相分别为3点以上的情况下，将未知参数设置到模型中，通过最小二乘法进行计算。Kre、Kde、T2*可以使用1次的指数衰减函数的模型，Δχ可以使用1次函数的模型。
如上述那样，分别计算出至少各一个的复相图像和失相图像(分别包含振幅图像和相位图像)、T2*图像、Δχ图像和Dflow图像等。另外，以下，将这些图像总称为分析参数图像。
另外，也可以不使用多回波，而对每个回波分别逐一进行收集而图像化。或者，也可以进行2D多切片收集，基于3DFT法等的体(volume)收集。作为脉冲时序，也可以使用非对称自旋回波(ASE)法代替GRE。
(B-5)分析参数图像的合成处理和显示 在计算出各种分析参数图像后，可以将这些分析参数图像原样地显示进行观察。另外，也可以显示Aflow、Φflow、Δflow等参数自身。
进而，为了辅助诊断，在步骤Sc4中，计算单元11可以作成各种分析参数图像的用颜色分离了的2D的合成图像，原样地显示2D图像。可以只在必要时执行该步骤Sc4的合成处理。
或者，特别在以血管图像为目的的情况下，在步骤Sc5中，计算单元11为了将血管显示为连续的管，进行3D处理。有代表性的是最大值投影(MIP)或最小值投影(minIP)。计算单元11也可以在步骤Sc5中生成多个3D图像的基础上，在步骤Sc6中使用这些多个3D图像，进行融合(fusion)处理。
(B-5-1)相位合成处理和显示 说明根据任意TE的复相图像和失相图像作成相位合成图像的功能。
(a)针对复相和失相各个作成通常的MR图像So＝A0 exp[iΦ0]、施加了低通滤波的MR图像S1＝A1exp[iΦ1]。
(b)相位伪像修正 根据下式(49)，从复相的MR图像的相位图(map)中减去施加低通滤波的图像的相位图。
Φ＝Φo-Φl＝arg[S]-arg[S1] …(49) 在进行该公式(49)的计算后，通过相位跳过修正而进行收敛为-π＜Φ＜＝π的处理。即，如果Φ为-π以下，则将Φ置换为Φ+π，在Φ比π大的情况下，将Φ置换为Φ-π。
另外，也可以代替公式(49)，而根据下式(50)计算出Φ。
Φ-arg[S/S1] …(50) (c)相位掩模(phase masking) 作成图23所示的非对称型或图24所示的对称型的任意一种的掩模M，根据下式(51)求出振幅图像与掩模M的n重的积I。
I＝A×Mn …(51) 另外，根据失相的相位作成A，根据复相的相位作成M。
由此，能够进行没有因相位跳过或流动和磁化率产生的相位消除的相位掩模。
(B-5-2)彩色合成处理和显示 用颜色对上述那样得到的分析参数图像进行分色融合(fusion)显示。例如，流动成分的Aflow、Φflow、和Dflow在静脉和动脉中支配性地变大。在静脉或静止组织中，磁化率成分的T2*和Δχ在出血等的部分变大。因此，通过将图25所示的图像21那样的流动成分的图像设置为红色，将图22那样的磁化率成分的图像设置为青色等那样地进行上色而进行彩色合成处理，例如融合显示为图像23。这时显示的是物理上的流动成分(红色)和磁化率成分(青色)的合成图像。在只表示血管的图像的情况下，用红色表示动脉，用紫色表示静脉。磁化率成分部分也包含出血、静止组织的磁化率不是0的部分的伪像，因此根据需要可以在进行阈值处理等的静脉抽出后进行融合显示。
另外，根据下式(52)或(53)作成从图像21和图像22中抽出了动脉和静脉的图像24，并将该图像24与图像22进行彩色合成，由此也能够得到图像23。
Aflow＝Ade/Are …(52) Φflow＝Φde-Φre…(53) 根据流动成分与磁化率成分的比，来决定颜色混合。在上述颜色分配例子中，表示红色→紫色→青色的变化，但越是接近红色表示流动成分越多，越是接近青色表示磁化率成分越多。在脑梗塞等疾患时，并不一定与各个动脉和静脉对应，成为反映氧代谢状态的指标。颜色分配并不只限于此，也可以是任意的可对比的组合。在TOF-MRA中也有描绘出动脉的方法，但原理上是无法描绘出慢的动脉的。在本方法中，由于使用基于失相的信号衰减或相位变化，所以还可以描绘出细动脉、从上方盘旋的侧副血路，能够提供面向脑梗塞的诊断等的临床上重要的信息。另外，如果设置为某种程度长的TE，则根据磁化率效果能够同时得到血栓或出血等的信息，因此能够提供制订治疗计划时重要的信息。
另外，作为图像21，可以利用失相振幅图像、失相相位图像、失相的振幅相位合成图像和Dflow图像等。作为图像22，可以利用复相振幅图像、复相相位图像、复相的振幅相位合成图像和T2*图像等。
(B-5-3)3D处理和显示 在失相的振幅图像中，动脉和静脉都相对于周围组织成为低的图像值，因此minIP是适合的。在复相的振幅图像中，静脉是低信号，因此minIP是适合的，但由于TOF效果动脉变为高信号，所以也可以同时利用MIP。也可以抽出表面等而利用体渲染或表面渲染。另外，在希望观察原图像信号的情况下，根据用途单纯地使用断面变换(MPR)也是有效的。融合显示可以如上述那样为2D，但也可以在作成3D图像后进行。
另外，可以通过显示器13进行各种图像的显示，但也可以在外部的浏览器装置等中进行显示。
如上所述，根据实施例2，能够分离血流等的流动的效果而进行定量化。另外，根据该定量化结果，能够提供对医用诊断有用的信息和图像。
根据实施例2，对于磁化率和流动，能够作成不依存于设备种类和时序的参数。因此，成为共通的数据库，能够容易地将重要的见解存储为证据。
根据实施例2，通过组合复相和失相，能够分离动脉和静脉。
根据实施例2，与分别收集复相和失相的方法相比，通过使用多回波，能够在一次收集中收集双方的图像，因此收集时间短，并且能够无视多个图像之间的时间差，因此更难以产生运动的影响。
根据实施例2，由于使用2个图像，所以能够抑制快流速的血液的TOF效果。对于血液，能够得到只依存于磁化率或流动的对比度。
根据实施例2，能够描绘出侧副血路。
根据实施例2，能够分离磁化率和流动。
根据实施例2，在用失相得到的振幅图像中，通过选择性地描绘出血管内孔这样的方法等，具有极其重要的特长。
本实施例可以有以下这样的各种变形实施。
(a)在实施例1中，也可以摄影与为了生成混合MRA图像而使用的WB图像和BB图像不同种类的图像，生成将该图像与混合MRA图像合成了的图像。作为上述不同种类的图像，例如根据SWI法摄像了的图像是有用的。即，上述那样生成的混合MRA图像为WB图像，并且主要描绘出动脉，因此通过将作为表示静脉的BB图像的SWI图像与混合MRA图像合成(融合)，能够得到分色表示出动脉和静脉的图像。分别向混合MRA图像和SWI图像分配不同的颜色，还能够生成彩色图像。另外，在SWI法中，在设置了得到T2*增强图像所需要的回波时间的基础上，在包含用于消除流动的相位分散的流动补偿倾斜磁场脉冲的GRE系的脉冲时序下，进行数据收集。
另外，在该情况下，如果通过多回波法进行3回波的收集，则能够将摄影时间的延长抑制得小。例如，对于设静磁场强度为1.5T的情况下的TE，在TOF法下为小于10，在FS-BB法下为20，在SWI法下为40。另外，对于SWI，为了抑制动脉，理想的是将GMN设为复相类型。另外，在上述的2回波的例子中如果设FS-BB法的TE为40ms左右，则混合存在动脉和静脉，但能够通过2回波间的计算而进行血管增强。
(b)在实施例1中，在分别向WB图像和BB图像分配不同的颜色的基础上，通过融合，也能够生成混合MRA图像。即，例如如果使用RGB24(8×3)比特，向WB图像和BB图像分配每8比特的红色和绿色进行显示，则在保存了颜色的状态下重叠进行显示。这样，成为反映了各个流动的速度和氧浓度的信息的图像，是有益的。例如如果在WB图像和BB图像的2图像中，在左右的单侧有侧副血路，则流速快的一侧的血管红色多，慢的一侧的血管绿色多。另外，进而如果如上述那样包含SWI图像，则也可以向其例如分配青色。由此，用青色表示静脉。
(c)在实施例1中，可以使用造影剂得到WB图像和BB图像。如果在GRE下有TE不同的T1W、T2*W的2回波，则第1个回波由于造影剂的T1缩短效果而成为WB，第2个回波由于磁化率效果而成为BB。
(d)在实施例1中，用于得到WB图像和BB图像以及SWI图像的时序并不只限于GRE，也可以使用FSE系、EPI(echo planarimaging)系、或它们的组合而交替进行收集。
(e)在实施例1中，说明了根据WB图像和BB图像生成混合MRA图像(血流像)的情况。但是也可以根据多种不同的多个WB图像、或多种不同的多个BB图像，生成混合MRA图像(血流像)。例如，也可以根据在向与关注区域不同的位置施加预饱和(presaturation)脉冲的TOF法的脉冲时序下收集到的数据而生成的非造影MRA图像、使用造影剂得到的T1增强图像，生成多种不同的多个WB图像的混合MRA图像。另外，也可以根据在包含用于增强因关注区域的动脉和静脉的流动而产生的信号降低的失相倾斜磁场脉冲的GRE系的脉冲时序下收集到的数据生成的MRA图像、在设置了为了得到T2*增强图像所需要的回波时间的基础上根据在包含用于消除流动的相位分散的流动补偿倾斜磁场脉冲的GRE系的脉冲时序下收集到的数据而生成的MRA图像，生成多种不同的多个BB图像的混合MRA图像。
在WB图像之间的情况下，由于2个WB图像的对比度C1、C2为C1＞0、C2＞0，所以可以原样地适用公式(13)和(13’)。另外，在BB图像之间的情况下，2个BB图像的对比度C1、C2为C1＜0、C2＜0，所以可以原样地适用公式(13)和(13’)。
(f)在实施例1中，也可以代替混合MRA MIP图像，而生成通过体渲染生成的混合MRA3维图像。
(g)在实施例2中，在作成相位掩模图像的情况下，也可以组合失相的振幅和复相的相位，或组合失相的相位和复相的振幅。由此，由于不会产生相位的磁化率与流动的抵消，所以振幅的相位掩模图像的静脉信号进一步降低，提高了动脉与静脉的分离能力。
(h)在实施例2中，也可以以摄像时间和SNR的提高为目的，对k空间中的每个频率改变TR或TE。例如在基于时序进行收集时，使用低频短的TE、中间到高频长的TE进行收集。其间，平滑地改变TE。由此，因低频成分为支配性的静磁场不均匀而产生的相位变小，因此降低了伪像。在相位的情况下，与纵磁化无关，因此TR也可以最短。另外，时序的种类可以是GRE(FE)类型，可以适用多回波和1回波的任意一个，k-space trajectory也可以是spin warp、spiral或EPI等的任意一个。图26表示与k对应的TR、TE的变化的例子。
另外，本发明的各实施例的磁共振成像装置包括以下所示的各种形式的磁共振成像装置。
(a)第一形式的磁共振成像装置进而具备显示第三数据所示的图像的显示单元。
(b)第一形式的磁共振成像装置中的取得单元分别针对多个切片各个收集第一数据和第二数据，生成单元针对多个切片的各个生成第三数据，该磁共振成像装置还具备根据与多个切片中的至少一部分切片有关的第三数据，生成3维图像的单元。
(c)第一形式的磁共振成像装置还具备根据第一和第二数据的任意一个，作成与作为关注组织的观察对象的区域对应的掩模数据的单元；根据掩模数据，只限于观察对象的区域地对第三数据进行处理的单元。
(d)第一形式的磁共振成像装置中的取得单元使用FSE法和EPI法的任意一个或它们的组合，分别取得第一和第二数据。
(e)第三形式的磁共振成像装置中的第一扫描在向与关注区域不同的位置施加预饱和脉冲的TOF法的脉冲时序下进行数据收集，第二扫描使用造影剂，在用于得到T1增强图像的脉冲时序下进行数据收集。
(f)第四形式的磁共振成像装置中的第一扫描在包含用于增强因关注区域的动脉和静脉的流动造成的信号降低的失相倾斜磁场脉冲的梯度回波系的脉冲时序下进行数据收集，第二扫描在设置为了得到T2*增强图像所需要的回波时间并包含用于消除流动的相位分散的流动补偿倾斜磁场脉冲的梯度回波系的脉冲时序下，进行数据收集。
(g)第五形式的磁共振成像装置中的收集单元在同一回波时间下按照3D k空间中的1行单位或面单位交替地收集失相和复相的磁共振信号。
(h)第五形式的磁共振成像装置中的收集单元通过在1次RF激励后用回波平面成像(EPI)法连续进行收集的Look-Locker法，收集失相的磁共振信号。
(i)第五形式的磁共振成像装置中的收集单元将多个回波时间中的一个设置为T2*。
(j)第五形式的磁共振成像装置中的重构单元根据基于在多个回波时间分别收集到的磁共振信号而重构的多个失相图像或多个复相图像，重构与多个回波时间不同的回波时间相关的失相图像或复相图像。
(k)第五形式的磁共振成像装置还具备生成表示定量化了的特性的定量化图像的生成单元；根据重构了的失相图像和复相图像的至少一个，对与被检体有关的特性进行定量化的第二定量化单元，生成单元对表示定量化单元的定量化结果的图像、表示第二定量化单元的定量化的结果的图像进行合成，生成定量化图像。
(l)第五形式的磁共振成像装置中的收集单元按照2维或3维收集磁共振信号。
(m)第五形式的磁共振成像装置中的收集单元使用梯度回波法，针对复相和失相的各个收集同一回波时间的磁共振信号。
(n)第五形式的磁共振成像装置中的收集单元使用非对称自旋回波法，针对复相和失相的各个收集同一回波时间的磁共振信号。
(o)第五形式的磁共振成像装置还具备生成表示定量化了的特性的定量化图像的生成单元，该生成单元生成多个振幅单独、相位单独、或振幅相位合成了的切片图像，并且通过基于该多个切片图像的3D处理，生成3D的定量化图像。
(p)上述(o)的磁共振成像装置中的生成单元将振幅和相位设为不同的时序种类。
(q)上述(p)的磁共振成像装置中的生成单元使用失相的振幅，使用复相的相位。
(r)第五形式的磁共振成像装置还具备生成表示定量化了的特性的定量化图像的生成单元，该生成单元生成复相图像和失相图像的相位合成图像。
(s)第五形式的磁共振成像装置还具备生成表示定量化了的特性的定量化图像的生成单元，该生成单元对表示分别定量化了的特性的多个定量化图像之间、或基于复相图像或失相图像的图像与定量化图像进行了彩色合成的图像。
(t)上述(q)的磁共振成像装置中的生成单元生成对表示定量化了的流动成分的定量化图像、基于复相图像或失相图像的磁化率成分的图像进行了彩色合成的图像。
本发明并不只限于以上的说明和实施例，在不脱离其宗旨的范围内可以有各种变形和组合，而这些变形和组合也包含在本发明中。
权利要求
1.一种磁共振成像装置，其特征在于包括
分别针对同一被检体的同一区域的图像，分别取得关注组织的信号比背景高的第一数据、上述关注组织的信号比背景低的第二数据的取得单元；
根据上述第一数据和上述第二数据，生成上述关注组织相对于背景的对比度比上述第一和第二数据都高的第三数据的生成单元。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于
上述关注区域是血管。
3.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于
上述生成单元在对上述第一和第二数据的至少一个所示的信号值进行了加权处理后，根据进行了该加权处理后的上述第一和第二数据，生成上述第三数据。
4.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于
上述生成单元通过分别对上述区域内的多个位置计算上述第一和第二数据各自针对上述区域内的同一位置所示的信号值的差分，而生成上述第三数据。
5.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于还包括
根据上述第一数据和上述第二数据的关系，设置加权的比例的设置单元，其中
上述生成单元在按照上述比例对上述第一和第二数据分别所示的信号值进行了加权处理后，针对进行了该加权处理后的上述第一和第二数据计算上述差分。
6.根据权利要求5所述的磁共振成像装置，其特征在于
上述设置单元设置上述比例使得上述第三数据的信号对噪声比为最大。
7.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于
上述取得单元分别针对多个切片的各个收集上述第一数据和上述第二数据，
上述设置单元与上述切片的切片方向的位置对应地设置上述比例。
8.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于
上述取得单元使用梯度回波法，分别取得上述第一和第二数据。
9.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于
上述取得单元通过一次RF激励分别取得与同一位置有关的上述第一数据和上述第二数据。
10.根据权利要求9所述的磁共振成像装置，其特征在于
上述取得单元使用梯度瞬间零位(GMN)取得上述第一数据，取得附加了失相梯度的数据作为上述第二数据。
11.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于还包括
从由上述取得单元取得的上述第一和第二数据的各个中降低与背景信号相当的低频成分，或增强与血管相当的高频成分的空间滤波器，其中
上述生成单元根据由上述空间滤波器降低了上述低频成分后的上述第一和第二数据，生成上述第三数据。
12.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于
上述取得单元向上述关注区域注入造影剂，通过多回波法取得上述第一和第二数据双方。
13.一种磁共振成像装置，其特征在于包括
分别针对同一被检体的同一区域的图像，分别取得关注组织的信号比背景高的第一数据、上述关注组织的信号比背景低的第二数据的取得单元；
生成表示分别向上述第一数据所示的图像和上述第二数据所示的图像分配不同颜色而合成的图像的第三数据的生成单元。
14.一种磁共振成像装置，其特征在于包括
针对被检体的关注区域，执行按照用于得到血管的信号比背景部分高的第一图像数据的脉冲时序进行数据收集的第一扫描、按照用于取得上述血管的信号比背景部分高的第二图像数据的与上述第一扫描不同的脉冲时序进行数据收集的第二扫描的扫描单元；
根据上述第一图像数据和上述第二图像数据，生成上述血管相对于背景部分的对比度比上述第一和第二数据都高的第三图像数据的生成单元。
15.一种磁共振成像装置，其特征在于包括
针对被检体的关注区域，执行按照用于得到血管的信号比背景部分低的第一图像数据的脉冲时序进行数据收集的第一扫描、按照用于取得上述血管的信号比背景部分低的第二图像数据的与上述第一扫描不同的脉冲时序进行数据收集的第二扫描的扫描单元；
根据上述第一图像数据和上述第二图像数据，生成上述血管相对于背景的对比度比上述第一和第二图像数据都高的第三图像数据的生成单元。
16.一种磁共振成像装置，其特征在于包括
收集从被检体发射的磁共振信号的收集单元；
根据收集到的上述磁共振信号，至少各重构一张失相图像和复相图像的重构单元；
根据重构出的上述失相图像和上述复相图像的双方，对与上述被检体有关的特性进行定量化的定量化单元。
17.根据权利要求16所述的磁共振成像装置，其特征在于还包括
生成表示上述定量化了的特性的定量化图像的生成单元。
18.根据权利要求17所述的磁共振成像装置，其特征在于还包括
显示上述定量化图像的单元。
19.根据权利要求17所述的磁共振成像装置，其特征在于
上述收集单元使用梯度回波(GRE)的多回波法，收集上述磁共振信号。
20.根据权利要求19所述的磁共振成像装置，其特征在于
上述收集单元分别收集与多个回波时间的各个有关的失相的磁共振信号，或者分别收集与多个回波时间的各个有关的复相的磁共振信号，或者收集与至少一个回波时间有关的失相的磁共振信号、与另外的至少一个回波时间有关的复相的磁共振信号，或者收集与一个回波时间有关的失相的磁共振信号和与2个回波时间有关的复相的磁共振信号、或者收集与1个回波时间有关的复相的磁共振信号和与2个回波时间有关的失相的磁共振信号，或者收集与2个以上回波时间有关的失相的磁共振信号、与其他的至少2个以上回波时间有关的复相的磁共振信号。
21.根据权利要求16所述的磁共振成像装置，其特征在于
上述收集单元设置回波时间使得来自水和脂肪的磁共振信号为同相位。
22.根据权利要求16所述的磁共振成像装置，其特征在于
上述定量化单元对上述被检体中的流动效果进行定量化。
23.根据权利要求22所述的磁共振成像装置，其特征在于
上述定量化单元为了对上述流动效果进行定量化，计算表示因多样的流速或向多样的方向的流动而产生的随机的相位分散的程度的相位分散系数。
24.根据权利要求16所述的磁共振成像装置，其特征在于
上述定量化单元通过计算出上述失相图像与上述复相图像的振幅比或相位差，而对与上述被检体有关的特性进行定量化。
25.根据权利要求16所述的磁共振成像装置，其特征在于
上述收集单元在k空间中的频率低的情况下，与高的情况相比，将循环时间或回波时间设置得短。
全文摘要
本发明的磁共振成像装置具备分别针对同一被检体的同一区域的图像，分别取得关注组织的信号比背景高的第一数据、上述关注组织的信号比背景低的第二数据的取得单元；根据上述第一数据和上述第二数据，生成上述关注组织相对于背景的对比度比上述第一和第二数据都高的第三数据的生成单元。
文档编号A61B5/055GK101185571SQ200710169350
公开日2008年5月28日 申请日期2007年11月22日 优先权日2006年11月22日
发明者木村徳典, 池户雅人 申请人:株式会社东芝, 东芝医疗系统株式会社