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：
本发明涉及生成流体流动的血管那样的流动部分比静止部分突 出，或磁化率与正常组织不同的异常组织比正常部分突出并加以显示 的图像的磁共振成像装置。
背景技术：
动脉以及静脉磁共振成像法，即，磁共振血管成像(MR angiography: MRA)具有使用梯度回波法(gradient echo: GRE ) 的时间飞跃法(time of flight: TOF)和使用低信号描绘血管的快速 自旋回波法(Fast spin echo: FSE )的黑血法(black-blood: BB )。 最近，出现了应用静脉磁化率(susc印tibility )效果的 SWI(susceptibility画weighted imaging)法。
非造影TOF法是白血法(white-blood: WB)的代表例。非造 影TOF法利用流动(in-flow)效果，因此靠近薄块的流入部的流速 快的动脉血管呈现为高信号。在该非造影TOF法中，乱流部分描绘 是困难的，并且穿通枝等末梢血管难以描绘，因此在通过动脉主体描 绘出。另夕卜，使用常磁性造影剂并利用TlW(Tl-weighted)序列进行摄 像的情况下由于高信号描绘血管将采用WB法(白血法)。另外，在 这里，血管与背景组织相比呈高信号的MRA法广义上^C称为WB法。
BB法(黑血法)血管相对于周围组织呈现为低信号，因此可以
9描绘出慢血流，并且还可以正确描绘出血管壁。BB法可以描绘出在 TOF法中描绘困难的乱流部。BB法的序列起初是利用FSE法而被开 发的，但是可能由于图像处理问题等原因没怎么普及。BB法虽然动 脉血管以及静脉血管均呈现为低信号，但是可以通过缩短回波时间强 调动脉。另外，使用常磁性造影剂并利用T2*W ( T2*-weighted)序 列进行摄像的情况中，由于低信号扫描血管将采用BB法。
BB法由于周围组织呈现为低信号，只区别血管并加以抽出是困 难的。例如在最小密度值投影(minIP)中排除空气是很困难的。在 WB法中，即使在最大密度值投影(MIP)中也可以比较容易地进行血 管抽出。
再者，作为其他的MRA方法，相位对比法;故广泛采用。相位对 比法利用将倾斜磁场作为双极倾斜互相反转极性所收集的2组信号的 振幅与相位并进行图像化。
另外，MRA为取得流动部分与静止部分附加对比度进行表示的 图像的摄像法。作为与此不同的以对比度表示磁化率差异的图像的摄 像法被广泛采用。例如，众所周知的取得产生出血的组织那样的异常 组织与其周边的正常组织附加对比度进行表示的图像的摄像方法。
以上那样的流动部分与静止部分，或异常组织与正常组织附加对
比度进行表示的各种方法一直以来被广泛采用。但是，为了准确，或 有效的医用诊断，通过使对比度变得更大来找出流动部分或异常部分
较为明瞭地表示的图像。
另外，根据美国专利第6501272号说明书中记载的技术，可以将 与血管内部的相关的信号值接近为0，但是有不能将信号值接近为负 值的界限并且处理也很复杂，因此信噪比(SNR: signal-to-noise ratio) 下降了。
相位对比法为了取得1张图像必须利用2组序列进行收集磁共振 信号。为此，摄像时间就会变得越长。另外，为了将相位差限制在180 度，必须知道作为的对象的血流的流速，设定用于取得良好图像的适 当的摄像参数是很难的。本申请人考虑到这样的事情，在日本特开2008-272248公报中提出了根据利用WB法取得的数据以及利用BB法取得的数据，与这些数据相比生成相对于关心组织的对比度比高的其他数据的技术。该技术在原理上将利用BB法取得的信号值从利用WB取得的信号值中减去。这样一来，利用WB法取得的信号值与利用BB法取得的信号值的差由于在血管中比背景部分大，因此可以取得血管的信号值与静止部分的信号值的差均比利用WB法取得的数据以及利用BB法取得的数据大的数据。
然而，在MRA中的图像重建上， 一直以来仅仅使用磁共振信号的振幅信息。因此在BB法中有在粗的血液流速慢的血管等中不能完全失相(dephase)时，具有负相位的部分信号值为绝对值时可以由负值向正值折返的情况。并且在该情况中，如果适用日本特开2008-272248公报记载的技术，相反对比度会下降。
另外，在BB法中，背景部分呈现为无信号时，根据上述折返血管的信号值比背景部分要高。因此，如果适用日本特开公报2008-272248中集散的技术，对比度将大幅度下降。
另外，用于取得WB图像的TOF法一般使用GRE序列。并且在TOF法中，为了统一体素内的自旋相位并作为向量之和将信号最大化， 一般使用重相序列。并且重相序列通常通过1次倾斜矩置0(GMN: gradient moment nulling)来实现。1次GMN中，由于在磁共振信号中支配性0次以及1次的流动成分的相位大致应为0，因此TOF中的图像生成一直以来只使用磁共振信号的振幅信息。
但是，在1次GMN中，2次以上的矩不能重相。因此，在体素内的自旋相位并不是完全统一的，因此也未必取得具有最大限振幅分量的磁共振信号。但是，在GMN中，到更高次矩为止，越重相磁场脉冲的变化参数就越复杂、TE也越大。因此，以往一般像上述那样使用1次GMN,为了进一步缩短TE，也可以使用0次GMN的GRE序列。另外，在0次GMN中，有通过利用TE短缩效果减少2矩以上成分的效果，不怎么使体素内的相位分散增大而改善动脉瘤等乱流部分的描绘能力的情形，但可以指摘主干动脉2次分枝以后程度的末梢中的描绘能力下降情形。
这样，即使在WB法也存在不能充分取得对比度的情形。以上情况并不只限于血管摄像，可以说在利用正常组织与异常组织的磁化率的差异描绘出异常組织的摄像法中也是一样的。

发明内容
鉴于上述情况，希望能够提高血管等流动部分以与背景部之间或/磁化率不同的部分之间的对比度。
本发明的第1实施方式的磁共振成像装置，其特征在于，包括
检测单元，对于关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域内的
多个像素位置的各个位置，以相位在流体进行流动的流动部分与组织
静止的静止部分、或在磁化率与正常部分不同的异常部分与上述正常
部分中相互不同的方式被激发的磁化向量进行检测；
决定单元，决定各像素位置的像素值，作为与关于上述多个像素
位置的各个位置所检测出的上述磁化向量的振幅的绝对值成比例的
值；
校正单元，根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化向量的实部或相位，以在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述正常部分中使上述像素值的差增大的方式，校正由上述决定单元所决定的像素值。
本发明的第2方式的磁共振成像装置，其特征在于，包括
第l检测单元，对于关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域内的多个像素位置的各个位置，以流体进行流动的流动部分比组织静止的静止部分、或磁化率与正常部分不同的异常部分比上述正常部分振幅大，并且相位在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述正常部分中不同的方式被激发的第l磁化向量进行检测；
第l生成单元，生成第l数据，该第l数据包含与关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述第1磁化向量的振幅的绝对值成
12比例的值，作为各像素位置的第l像素值；
第2检测单元，对于关于上述多个像素位置的各个位置，以上述流动部分或上述异常部分比上述静止部分或上述正常部分振幅小，并且相位在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述正常部分中不同的方式被激发的第2磁化向量进行检测；
第2生成单元，生成第2数据，该第2数据包含与关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述第2磁化向量的振幅的绝对值成比例的值，作为与各像素位置相关的第2像素值；以及
校正单元，以在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述正常部分中使上述像素值的差增大的方式校正上述第1以及第2数据中的至少一个数据，根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述第1磁化向量的实部或相位以上述方式校正上述第1数据，根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述第2磁化
向量的实部或相位以上述方式校正上述第2数据；
生成上述流动部分或上述异常部分相对上述静止部分或上述正常部分的对比度比该2个数据高的第3数据的单元，该单元在上述校正单元只校正上述第l数据的情况下根据由上述校正单元所校正的笫l数据与由上述第2生成单元所生成的第2数据生成上述第3数据，在上述校正单元只校正上述第2数据情况下根据由上述第1生成单元所生成的第l数据与由上述校正单元所校正的第2数据生成上述第3数据，在上述校正单元校正上述第l数据以及第2数据双方的情况下根据由上述校正单元所校正的第1数据以及第2数据生成上述第3数据。
本发明第3实施的磁共振成像装置，其特征在于，包括
检测单元，关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域内的多个像素位置的各个位置，将以流体进行流动的流动部分比组织静止的静止部分、或磁化率与正常部分不同的异常部分比上述正常部分振幅大，并且相位在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述
正常部分中互不相同的方式被激发的第l磁化向量作为第1回波利用多回波法进行检测，将以上述流动部分或上述异常部分比上述静止部分或上述正常部分振幅小，并且相位在上述流动部分或上述异常部分
与上述静止部分或上述正常部分中互不相同的方式被激发的第2磁化向量作为第2回波利用多回波法进行检测；
生成数据的单元，该数据包含与关于上述多个像素位置的各个位置作为上述第2回波被检测出的上述第2磁化向量的振幅的绝对值成比例的值，作为与上述各像素位置相关的像素值；
根据作为上述第i回波被检测出的上述第l磁化向量的相位，求
出关于上述多个像素位置的各个位置由上述第2磁化向量中的上述静
止部分或上述正常部分引起的背景相位的单元；
计算出各像素位置的校正相位，作为从关于上述多个像素位置的
各个位置作为上述第2回波所检测出的上述第2磁化向量的相位中除去上述背景相位的相位的单元；
以使关于上述多个像素位置的各个位置所计算出的上述校正相位不为0的像素位置的上述数据中的像素值、与上述校正相位为0的像素位置的上述数据中的像素值的差增大的方式进行校正的单元。本发明第4方式的磁共振成像装置，其特征在于，包括
检测单元，关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域内的多个像素位置的各个位置，以流体进行流动的流动部分比组织静止的静止
大，并且相位在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述正常部分中互不相同的方式被激发的第l磁化向量作为第1回波利用多回波法进行检测，以及以上述流动部分或上述异常部分比上迷静止部分或上述正常部分振幅小，并且相位在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述正常部分中互不相同的方式被激发的第2磁化向量作为第2回波利用多回波法进行检测；
生成第l数据的单元，该第l数据包含与关于上述多个像素位置的各个位置作为上述第1回波被检测出的上述第l磁化向量的振幅的绝对值成比例的值作为各像素位置的第l像素值；生成第2数据的单元，该第2数据包含与关于上述多个像素位置的各个位置作为上述第2回波被检测出的上述第2磁化向量的振幅的绝对值成比例的值作为与各像素位置相关的第2像素值；
根据上述第l磁化向量的相位，求出关于上述多个像素位置的各个位置由上述第2磁化向量中的上述静止部分或上述正常部分引起的背景相位的单元；
将关于上述多个像素位置的各个位置作为上述第2回波所检测出的上述第2磁化向量以除去背景相位的方式进行校正的单元；
根据上述第l磁化向量与上述校正后的第2磁化向量，生成上述
比度比上述第l数据以及上迷第2数据高的第3数据的单元。本发明第5方式的磁共振成像装置，其特征在于，包括
检测单元，对于关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域内的多个像素位置的各个位置，以相位在流体进行流动的流动部分与组织静止的静止部分、或磁化率在与正常部分不同的异常部分与上述正常部分中互不相同的方式被激发的磁化向量进行检测；
根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化向量中的振幅分量，生成与上述被检体相关的振幅图像的单元；
通过根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化向量求出的复数信号，求出背景相位的实部的单元；
根据上述背景相位的实部生成余弦滤波器的生成单元；
将上述余弦滤波器适用于上述振幅图像，取得校正了上述背景相位的实部的图像的校正单元。
本发明第6实施方式的磁共振成像装置，其特征在于，包括
关于包含被检体的血管部分以及静止部分的摄像区域，通过包含强调与静止部分相比上述血管部分的信号下降的失相倾斜磁场脉沖
的脉冲序列，取得上述摄像区域的磁共振信号的单元；
以使上述静止部分的磁共振信号的相位为0并且上述血管部分的磁共振信号的相位接近士180度的方式校正上述摄像区域内的磁共
15振信号的相位的单元；
根据上述相位被校正的磁共振信号，生成上述摄像区域的血管图像的单元。
本发明第7施方式的磁共振成像装置，其特征在于，包括关于包含被检体的血管部分以及静止部分的摄像区域，通过包含强调与静止部分相比上述血管部分的信号下降的失相倾斜磁场脉冲的脉沖序列，取得上述摄像区域的磁共振信号的单元；
根据上述摄像区域的磁共振信号生成实像以及虛像的单元；根据上述实像以及虛像生成强度图像以及相位图像的单元；根据上述相位图像生成无相位变化(0)的部分的权重为正1、相反相位(士180度)的部分的权重为负l的校正相位图像的单元；将上述校正相位图像适用于上述强度图像的单元。本发明第8实施方式的磁共振成像装置，其特征在于，包括检测单元，对于关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域内的多个像素位置的各个位置，以相位在流体进行流动的流动部分与组织静止的静止部分中互不相同的方式被激发的磁化向量，使用TOF法进行检测；
根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化向量中的振幅分量，生成与上述被检体相关的振幅图像的单元；
通过根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化向量求出的复数信号，求出背景相位的实部的单元;
根据上述背景相位的实部生成余弦滤波器的生成单元；
将上述余弦滤波器适用于上述振幅图像中得到校正了上述背景相位的实部的图像的校正单元。
在下面的描述中将提出本发明的其它目的和优点，部分内容可以从说明书的描述中变得明显，或者通过实施本发明可以明确上述内容。通过下文中详细指出的手段和组合可以实现和得到本发明的目的和优点。


结合在这里并构成说明书的一部分的附图描述本发明当前优选的实施方式，并且与上述的概要说明以及下面的对优选实施方式的详细描述一同用来说明本发明的原理。
图1为表示本发明1实施方式的磁共振成像装置(MRI装置)的概略结构图。
图2为表示用于取得图1所示的MRI装置的合成MRA的第1实施方式的动作顺序的结构图。
图3为表示图1中运算单元的BB图像校正处理的处理顺序的结构图。
图4为表示向量V、向量Vcol、相位0>flow以及相位①back的关系的一例的图。
图5为表示BB中振幅分布的一例的图。
图6为表示图5显示的振幅分布与同一直线上相位分布的一例的图。
图7为表示相位①cor分布的图。
图8为表示窗口函数W的一例的图。
图9为表示强调相位①cor.enh的分布的一例的图。
图10为表示4十对图4所示的向量Vcor所计算的向量Vcor.enh与实部Re[Vcor.enh关系的图。
图ll为比较并表示位于图5左侧的血管的校正前后的向量的图。图12为比较并表示位于图5右侧的血管的校正前后的向量的图。图13为表示在具有图5以及图6所示的振幅以及相位的分布的
直线上的各位置处通过校正所计算出的信号值I的分布的一例的图。图14为表示第1回波信磁化向量与第2磁化向量关系的图。图15为表示图1中运算单元的BB图像校正处理的处理顺序的
结构图。
图16为表示TOF以及FS-BB中振幅分布的一例的图。
图17为表示图16所示的振幅分布与同一直线上相位分布的一例的图。
图18为表示相位①2cor分布的图。
图19为表示窗口函数W的一例的图。
图20为表示强调相位①cor.enh分布的一例的图。
图21为表示与图14所示的向量V2cor相关的向量V2cor.enh、
向量差分Vl-V2 cor.enh以及实部Al-Re[V2cor.enh的关系的一例的图。
图22为比较并表示位于图6右侧的血管的TOF向量与校正前后的FS-BB向量的图。
图23为比较并表示位于图16右侧的血管的TOF向量与校正前后的FS-BB向量的图。
图24为比较并表示图16所示的TOF的振幅的分布与V2cor.enh的振幅分布的图。
图25为表示针对图24所示的TOF以及V2cor.enh所计算的图像值Ah分布的图。
图26为表示作为图16所示的TOF与FS-BB得差分而计算的以前的图像值的分布的图。
图27为表示图1中运算单元的第3实施方式的BB图像校正处理的处理顺序的结构图。
图28为表示余弦滤波器的特性的一例的图。
图29为表示通过以前的FSBB法取得的实部图像与通过第3实施方式取得的实部图像的图。
图30为表示图29中的左侧图像中所示的白线位置上的图像值的剖面图。
图31为表示图29中的右侧图4象中所示的白线位置处的图像值的剖面图。
图32为表示用于取得图1所示的MRI装置的合成MRA的第2实施方式的动作顺序的结构图。
图33为表示图1中运算单元的WB图4象校正处理的处理顺序的
18结构图。
图34为表示余弦滤波器特性的一例的图。 图35为表示窗口函数的变形例的图。
具体实施例方式
下面参照

本发明实施方式。
图1为表示本发明1实施方式的磁共振成像装置(MRI装置)100 的概略结构图。
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；用于向静电磁场附加位置信息的倾斜磁场发生部；收发高 频信号的发送接受部；承担系统整体的控制以及图像重建的控制.运算单 部。并且MRI装置100中，作为上述各部的结构要素，具有磁铁l、 静磁场电源2、匀场线圏3、匀场线圈电源4、 M5、倾斜磁场线圏单 元6、倾斜磁场电源7、 RF线圈单元8、发射器9T、接受器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l和静磁场电源。作为磁4失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 BO。该静》兹场BO的》兹场方向与诊断用空间的轴方向(Z轴方向)大致 一致。静磁场发生部中还设置了匀磁场线圈3 。该匀^f兹场线圈3通过主 计算机16控制下的匀磁场线圏电源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,皮检体200的M 5送入到i貪断用空间或从i貪断用空间送出。
倾斜磁场发生部含有倾斜磁场线圏单元6和倾斜磁场电源7 。倾斜 磁场线圈单元6设置在磁体1的内侧。倾斜磁场线圈单元6具有用于发 生互相垂直X轴方向的、Y轴方向及Z轴方向的各倾斜磁场的3组线圈
196X、 6Y、 6Z。倾斜磁场电源7在定序器10的控制下，提供用于使线圏 6X、线圏6Y、线圏6Z发生倾斜磁场的脉沖电流。倾斜磁场发生部通过 控制由倾斜磁场电源7提供给提供用于使线圏6X、 6Y、 6Z的脉冲电流， 合成作为物理轴的3轴(X轴、Y轴、Z轴)方向上的各倾斜磁场，任 意设定互相垂直的切片方向倾斜磁场GS、相位编码方向倾斜》兹场GE以 及读出方向(频率编码方向)倾斜磁场GR所构成的逻辑轴方向的各倾 斜磁场。切片方向、相位编码方向以及读出方向的各倾斜磁场GS、 GE、 GR与静》兹场BO重叠。
发送接受部含有RF线圏单元8、发射器9T及接受器9R。 RF线 圈单元8设置在诊断空间中被检体200附近。发射器9T及接受器9R与 RF线圏单元8连接。发射器9T以及接受器9R在定序器10的控制下动 作。发射器9T向RF线圏单元8提供用于产生核磁共振(NMR)的拉 莫尔顿频率的RF电流脉冲。接受器9R获取RT线圏单元8所接受到的 回波信号等MR信号(高频率信号)，并对其实施前置;^丈大、中频转换， 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以及主计算机16。
定序器10具有CPU及存储器。定序器10将主计算一几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，控制倾斜磁场电源7、发射器9T及接受器9R的动作，并且一 旦输入接受器9R输出的原始数据，就将其传送至运算单元11。这里， 序列信息是指，是倾斜磁场电源7 、发射器9T及接受器9R按照 一 串脉 冲序列动作所必需的所有信息。例如，与向线圏6X、 6Y、 6Y上施加的 脉沖电流的强度、施加时间以及施加定时等相关信息。
运算单元11通过定序器10输入接受器9R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 傅里叶空间或频率空间)，将设置在该K空间的数据进行2维或3维的 傅里叶转换后重建成实空间的图像数据。另外，运算单元ll根据需要也 可以实施与图<"目关的数据合成处理和差分运算处理(也包括加权差分处理)。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，可以在傅里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4又加法处理。
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的控制下显示应向用户提示的各种图像。 作为显示器13可以使用液晶显示器等显示装置。
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、脉冲序列、图像合成以及与差分运算相关的信息等各种信息。输入 器14并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 备鼠标和轨迹球等位置指示装置。
声音发生器15在主计算机发出指令时，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。主计算机16除此之外还具有后面所述在合成 MRA实施时设定定标系数的功能。
心电计测部包括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，将被检体的ECG信号作为电子信号(以下 称为传感器信号)检测出。ECG18在对传感器信号实施包括数字数话处 理在内的各种处理之后，向主计算机16以及定序器IO输出。作为该心 电计测部例如可以使用向量心电计。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，根据需要用于定序器。
下面详细说明上述构成的MRI装置100的动作。另外，MRI装置 IOO可以执行利用已有的MRI装置实现的各种摄像，但是，省略与^目 关的说明。并且在此，说明取得合成MRA的时的动作。而且在下面对 用于取得合成MRA的处理各不相同的第1实施方式以及第2实施方式 分别进行详细说明。(第1实施方式)
图2为表示用于取得图1所示的MRI装置的合成MRA的第1实 施方式的动作顺序的结构图。
步骤Sal中定序器10控制倾斜磁场电源7、发射器9T以及接受器 9R，进行WB法及BB法中的各自数据的收集。可以通过个别序列进行 该WB法中的数据收集以及BB法中的数据收集，但是，在此，也可以 使用多回波法在一串的序列中进行WB法以及BB法的双方的数据收集。 作为摄像区域设定的薄块内的多个切片分别进行该数据收集。
作为WB法以及BB法，具体采用哪种方法是任意的。但是，在此， 作为WB法采用TOF法，另外，作为BB法则采用FS-BB( flow-sensitive BB)法。另外FS-BB法通过包含用于强调由于关心区域的动脉及静脉 的流动引起的信号下降的失相倾斜磁场脉冲的梯度回波的脉冲序列进行 数据收集。
步骤Sa2中运算单元11如上述那样，根据使用TOF法所收集的数 据，重建血管与背景相比显示为高信号的图像(以下称WB图像)。另 外，运算单元11如上述那样根据使用FS-BB法所收集的数据重建血管 与背景相比显示为低信号的图像(以下称BB图像)。
步骤Sa3中运算单元11实施使用相位信息的BB图《象校正处理。 图3表示BB图傳农正处理中运算单元11的处理顺序的结构图。
首先，将产生通过FS-BB法取得的磁共振信号的磁化复数成分的 向量、振幅及相位分别以V、 A及①表示时，向量将通过下面的公式表 示。
V-Aexp[j①
在此，在向量V中静止部分相位(背景相位)①back与流动相位 ①flow相加。并且静止部分相位(背景相位)①back依赖TE而各不相 同。也就是说，相位①将通过下面的公式来决定。
①=①flow + €>back
步骤Sbl中运算单元11通过适当强度的低通滤波器(Low-pass filter, LPF) Hlow 计算出相位Olow。即，畅w = arg[HlowV。
如果那样，该相位①low近似等于背景相位。 即，飾w-肌ack。
步骤Sb2中运算单元11通过下面的公式计算出排除了背景相位 ①back影响后的向量Vcor。 Vcor = V exp[ - j①backj
即，从相位位①中排除背景相位的相位①back将通过下面的公式表示。
①cor = argVcor
背景相位校正后的相位①cor，TE可能很短或着在由于磁场不均匀 引起的相位中低频率相位为支配性相位只能成为流动相位①flow。即， 下面/>式成立。但是，①flow由于流速及方向而不定。
图4为表示向量V、向量Vcol、相位①flow以及相位①back的关 系的一例的图。
图5为表示BB中振幅分布的一例的图。该图5在2处分别表示了 在通过血管的直线上的X立置处所收集的磁共振信号的振幅。作为BB， 所以在血管中磁共振信号的振幅比背景部部分小。但是，位于图5中的 左侧的血管的信号值由负向正折返。
图6为表示图5显示的振幅分布与同一直线上相位分布的一例的 图。图6以粗实线表示相位①，以一点锁线表示背景相位①back。
图7为表示相位①cor分布的图。
该相位0>cor在与血管对应的位置处为除0之外的数值，在与静止 部分对应的位置处为0。
步骤Sb3中运算单元11强调背景相位为0的同时血管的相位接近 ±1800的相位。即，为了增大BB图像的对比度，将向量Vcor的实部与 静止部分为0的同时血管的向量Vcor相位对应地增大为正数或负数。 具体来说，例如准备图8所示的窗口函数W并通过下面的公式将相位 (Dcor变换为Ocor.enho<Dcor.enh = Wenh[①cor
图9为表示强调相位①cor.enho的分布的一例的图。 步骤Sb4中运算单元11通过下面的公式作成(再作成)强调调相位 ①cor.enh中的向量Vcor.enh。
Vcor.enh = abs[VJ exp[j①cor.enhl
步骤Sb4中运算单元11抽出向量Vcor.enh的实部Re[Vcor.enh， 并将其作为校正后的BB图像的信号值I。即，信号值I通过下面的公式 计算出。
I = Re[Vcor.enh]
图10为表示针对图4所示的向量Vcor所计算的向量Vcor.enh与 实部Re[Vcor.enh关系的图。
图ll为比较并表示位于图5左侧的血管的校正前后的向量的图。
图12为比较并表示位于图5右侧的血管的校正前后的向量的图。
图13为表示在具有图5以及图6所示的振幅以及相位的分布的直 线上的各位置处通过校正所计算出的信号值I的分布的一例的图。
这样计算出的像素值I在原来的BB图像中将在与血管对应的位置 处决定的像素值与在与静止部分对应的位置处决定的像素值的差增大。 这样，为了提高相对于血管的背景部分的对比度校正了 BB图像。因此， 根据这样校正后的BB图像，与校正前的BB图<"目比可以比较正确描 绘出血管的形态。
并且，使用这样校正后的图像，通过以下处理可以取得与以前相比 描绘精度高的合成MRA图像。
在结束上述校正处理之后，如果需要的话，由图2步骤Sa3进入步 骤Sa4。步骤Sa4中运算单元11通过运算WB图像与BB图像的合成(加 权减法)，生成合成MRA图像。即，在与同一位置相关的各l象素中将其 像素的WB图像中的信号值作为S(WB)，将上述实施校正处理后的BB 图像中的信号值作为S(WB),并且，将定标系数设置为a,通过下面的 (1)式计算出AS。
A S = S (WB) — ax S (BB) ...(l)
24WB图像中的信号值S (WB)与血管的背景部分的信号值S base(WB)相比呈现为高信号。BB图像中的信号值S (BB)与血管的背景 部分的信号值S base(BB)相比呈现为低信号。
这样，差分值AS均比信号值S(WB)及信号值S(BB)大。因此，相 对于血管的背景部分的对比度均比WB图〗象及BB图像要高。
并且以上合成MRA图像在每个薄块上的所有切片中生成。
另夕卜，步骤Sa5中运算单元根据WB图像生成遮蔽图像。该遮蔽图 像例如在进行脑内血管摄像时，将被作为表示相当于脑实质的区域的图 像。BB图像为了减小脑实质与其周围的信号差等将脑实质的区域抽出是 很困难的。但是，WB图像中脑实质以及血管呈现为高信号，因此通过 阈值处理等简单的处理可以抽出脑实质以及血管的区域。
步骤Sa6中运算单元11对多个合成MRA图像实施MIP处理生成 混合MAR MIP图像。作为MIP处理对象的合成MRA图4象可以作为所 有切片的合成MRA图像的全部或一部分，也可以作为通过断面变换生 成的多个合成MRA图像。另外，实施该MIP处理时，参照步骤Sa5中 生成的遮蔽图像，只将相当于脑实质的区域作为对象进行实施。在例如 BB图像的minIP图像等其他图像与合成MRA MIP图像一起显示时， 对于其minIP处理也可以参照遮蔽图像。
根据上述MRI装置100的第1实施方式中的动作，由图13所知使 用图5所示的振幅折返解除的BB图像生成合成MRA图像，进而生成 合成MRA MIP图像，与使用图5所示的产生振幅折返的BB图像来生 成合成MRA图像并进而生成合成MRA MIP图像相比更能提高相对于 血管的背景部分的对比度。
(第2实施方式)
取得合成MRA图像情况下的MRI装置100的第2实施方式的动 作顺序与图2所示的第1实施凡是的顺序相同。并且第2实施方式与第 1实施方式在步骤Sa3中BB图像校正处理与步骤Sa4中合成(加权减 法)处理的具体内容不同。因此，下面详细说明该不同点。省略"^兌明与 第1实施方式相同的动作。
25第2实施方式适合利用多回波法进行收集与WB法以及BB法各自 相关的信号的情况。下面作为第1波施加TOF法、2回波施加 MPG(motion probing gradient:动梯度场)之后的FS-BB法，并且在两者
(第1回波和第2回波)中水.脂肪为同相位，例如均行梯度回波同相
(In-phase )。
首先，将第1回波的磁化复数成分的向量、振幅以及相位分别以 VI、 Al以及①l表示，另外将第2回波的磁化复数成分的向量、振幅以 及向量分別以V2、 A2以及①2表示。该情况下的向量V1、 V2分别通 过下面的公司表示。
VI = Al exp,
V2 = A2 exp[j①2
这里，第1回波在GMN完全的情况下只保存静止部分相位，第2 回波为静止部分相位与流动相位相加。并且，静止部分相位依赖于TE 而不同。振幅第l回波比第2回波大。因此，如图14所示以下关系成立。
€>1 = 0>lback
€>2 -①2flow +①2back
Al 〉 = A2
图15为表示图1中运算单元的BB图像校正处理的处理顺序的结构图。
步骤Scl中运算单元11计算出第2回波的背景相位①2back。 这里，静止部分相位如果可以忽视Maxwell term,在GRE序列情 况下与TE成正比，因此背景相位①2back可以通过下面的公式计算出。 ①2back - (TE2 / TEl)①lback = (TE2 / TEl)Ol 即，第2回波的静止部分相位可以采用第1回波相位其本身进行表
示o
图16为表示TOF以及FS-BB中振幅分布的一例的图。该图16在 2处分别表示了在通ii血管的直线上的^i置处所收集的》兹共振信号的 振幅。TOF作为WB法，因此，血管中的磁共振信号的振幅比背景部为 大。FS-BB作为BB法，因此，血管中的磁共振信号的振幅比背景部分小。但是，在FS-BB中，位于图16中左侧的血管的信号值由负数向正 数折返。
图17为表示图16所示的振幅分布与同一直线上相位分布的一例的 图。图17以实线表示相位①l、①2，以虚线表示FS-BB中的背景相位 ①2back = (TE2 / TE1)0>1。
步骤Sc2中运算单元11校正第2回波的背景相位。即，运算单元 11通过下面的公式计算出从向量V2中排除了背景相位02back的影响 后的向量V2cor。
V2cor = V2 exp[ - j①2back=A2 exp[-j(①2flow +①2back -02back)J = A2 exp〖—j①2flow
即，像下面公式那样第2回波的背景相位校正后的相位①2back只 成为流动相位。
①2cor = arg[V2cor42flow
相位①2flow由于流速以及方向而不定。然而，相位①2flow 与第1回波的相位相同的概率小。在根据向量V1、 V2应计算出的 合成MRA图像的图像值Ah为Al、 A2情况下，将向量V1、 V2与看作 为同相位的差分是等价的。因此，该阶段中将图像值Ah作为复数差分 的绝对值通过下面的公式来定义。血管CNG比绝对值至少相同或变大。 Ah = abs[Vl — V2cor
或者将图像值Ah作为第1回波振幅与第2回波背景部相位的校正 后的实部成分的差分通过下面的公式来定，血管CNG仍然比绝对值差 分至少相同或变大。
Ah = Al - Re[V2corj
另外，以上步骤Scl以及步骤Sc2与第14实施方式的步骤Sbl以 及Sb2 —样仅根据BB图像就可以计算出。 图18为表示相位①2cor分布的图。
步骤Sc3中运算单元11进行强调背景部相为0同时血管的相位接 近士180。的相位。即，并且为了增大差分后的血管信号，将向量V2cor 与静止部为0血管的V2cor对应地变大成正数或负数。具体来说，例如
27准备图19所示的窗口函数W并通过下面的公式将相位①2cor变换为强 调相位①2cor.enh。
①2cor.enh = W[①2cor]
图20为表示强调相位①cor.enh分布的一例的图。 步骤Sc4中运算单元11通过下面的公式作成(再作成)强调相位 ①2cor.enh中的向量V2cor.enh。
V2cor.enh = Abs[V2j exp[j①2cor.enh
图21为表示与图14所示的向量V2cor相关的向量V2cor.enh、向 量差分Vl-V2 cor.enh以及实部Al-ReV2cor.enh的关系的一例的图。
图22为比较并表示位于图6右侧的血管的TOF向量与校正前后的 FS-BB向量的图。
图23为比较并表示位于图16右侧的血管的TOF向量与校正前后 的FS-BB向量的图。
图24为比较并表示图16所示的TOF的振幅的分布与V2cor.enh 的振幅分布的图。
如果以上校正处理结束的话，由图2中的步骤Sa3进入步骤Sa4。 步骤Sa4中运算单元11通过运算WB图像与BB图像的合成(加权减法)， 生成合成MRA图像。但是，好不容易在步骤Sc3中将第2回波的相位 ①2cor.enh接近-180°那样对相位进行了强调。
在此，不使用复数成分，通过下面的公式计算出图像值Ah。
Ah - Abs[Vl- axReV2cor.enhl
图25为表示针对图24所示的TOF以及V2cor.enh所计算的图像 值Ah分布的图。
图26为表示作为图16所示的TOF与FS-BB得差分而计算的以前 的图像值的分布的图。
才艮据以上MRI装置100的第2实施方式中的动作，据图24所知那 样使用图16所示的振幅折返解除的BB图像生成合成MRA图像，进而 生成合成MRAMIP图像。因此，通过图25与图26的比较显而易见与 使用图16所示的振幅发生的BB图像相比，更能提高血管相对于背景部的对比度。
(第3实施方式)
取得合成MRA时的MRI装置100的第3实施方式的动作顺序与 图2所示的第1实施方式的顺序是一样的。并且，第3实施方式与第1 实施方式在步骤Sa3中的BB图《械正处理的具体内容不同。因此，下 面详细说明该不同点，省略说明与第1实施方式相同动作。
图27为表示图1中运算单元的第3实施方式的BB图傳教正处理 的处理顺序的结构图。
步骤Sdl中运算单元11通过下面的公式计算出背景相位校正后的 复数信号Scoro
Scor = Sorig' Slow* / |Slow|
但是，在此，Sorig为最初的复数信号、Slow为通过低通滤波器过 滤器处理Sorig所取得的复数信号，并且，Slow论为复数信号Slow的复 数共轭。
步骤Sb2中运算单元11通过下面的公式计算出背景相位被校正并 正规化的实部信号cos(①cor)。
cos(①cor) = real[Scor / |Scor|
步骤Sd3中运算单元ll排除振幅图像中的空气等区域。具体来说， 空气等信号小的部分的体素由于相位随机，因此通过对振幅图像实施阈 值处理等来作成相当于空气区域的遮蔽。并且，通过使用该遮蔽对BB 图像实施遮蔽处理将空气区域从振幅图像中消除。遮蔽处理具体来说对 于振幅图像的各像素，振幅值A在阈值Th之上时Mask-l、除此之外 Mask-0，将各像素的遮蔽后的图像值Smask作为MaskxSorig的处理。
步骤Sd4中运算单元11作为正规化了的实部信号与强调系数n的 参数向下面那样生成余弦滤波器HB = H{cos(Ocor)，n}。
HB = 2x[Mn-0.5
这里，余弦滤波器有非对称型与对称型。非对称型情况下的M如 果lm[Scor〈0 、①cor〈 0中的任何一个条件成立的话就可以通过下面 的乂>式来决定。如果上述条件不成立的话M为1。
29M- (cos(①cor) + 1} /2
对成型情况下的M可以无条件地像下面公式那样来决定。 M = {cos(€>cor) + 1} / 2
另外，强调系数n为1以上的数值。强调系数n越大强调越强。如 果n-0， HB将为1，这相当于振幅。如果n-l， HB将为cos(①cor)，这 相当于单纯real。另外，在强调系数n不怎么大并且TE很短，磁化率 效果可以忽视的情况下对称型合适，除此之外非对称型合适。
图28为表示余弦滤波器的特性的图。
步骤Sd5中运算单元11根据上述决定单元在上述多个像素位置处 决定的像素值，将在步骤Sd4中生成的余弦滤波器适用于振幅图像 Aorig，计算出校正后的BB图像的图像值Icoro即，图像值I将通过下 面的公式来计算。
Icor = AorigxHB
图29为表示通过以前的FSBB法取得的实部图像与通过第3实施 方式取得的实部图像的图。图29的左侧为通过以前的FSBB法取得的实 部图像，右侧为通过第3实施方式取得的实部图像。图30为表示图29 中的左侧图像中所示的白线位置上的图像值的剖面图。另外，图31为表 示图29中的右侧图像中所示的白线位置处的图像值的剖面图。
通过这些图29至图31显而易见根据MRI装置100的第3实施 方式的动作，取得图5所示的振幅的折返解除的BB图像。因此，与第1 实施方式一样，与使用图5所示的振幅折返发生的BB图像相比更能提 高相对于血管背景部分的对比度。
并且，通过使用这样提高对比度的BB图像并将其与WB图像的合 成(加权减法)与第1实施方式一样运算，能够生成与第1实施方式相 比对比度更高的合成MRA图像。
而且，根据第3实施方式，通过使用了复数信号的实部的运算来实 现相位成分的图像值的强调，因此，为了像第1实施方式那样不需要计 算出相位①，可以通过第1实施方式来减轻运算单元ll的负荷。
并且，根据第3实施方式，通过变更M(cos(O)cor))的值可以选择
30性地适用非对称型以及对称型的余弦滤波器。
另外，根据第3实施方式，通过将强调系数n的值作为比O大的值， 可以进行使用了实部的强调处理，由此更能提高对比度。并且通过调整 强调系数n的值可以调整是使用实部的强调处理的强度。 (第4实施方式)
在1次GMN中2次以上的矩的血管流成分的相位和在0次GMN 中1次以上的矩的血管流成分的相位不为0 。而且，第4实施方式中， 通过利用与这些相位相关的信息，极力提高WB图像的对比度，也就是 说，第4实施方式中，有效利用比基于在TOF法中适用的GMN而进行 的失相次数高次的次数的流动成分来提高血管描绘能力。进而换句话说， 在n次的GMN ( n+l)次矩以上的流动血管成分中，相位不为0，因此， 该相位的信息为了提高与血流部相关的信号振幅而附加于振幅信息。
图32为表示用于取得图1所示的MRI装置的合成MRA的第2实 施方式的动作顺序的结构图。
另外，在实施与图2同一处理的步骤中附加同一符号，省略其详细说明。
将图32与图2相比可知MRI装置100的动作在第4实施方式中 与第1实施方式的同点是在步骤Sa5中作成遮蔽之前，执行步骤Sel校 正WB图像。
图33为表示图1中运算单元的WB图像校正处理的处理顺序的结
构图
步骤Sfl中运算单元11通过利用高通滤波器(又称为零差滤波器) 等排除低频率^f兹场不均匀成分，计算出背景相位校正后的复数信号Scoro 即，信号Scor可以通过下面的公式计算出。
Scor-Sorig. Slow*/|Slow|
但是，这里，Sorig为最初的复数信号、Slow为通过低通滤波器滤 波处理Sorig所取得的复数信号，并且Slow女是复数信号Slow的共轭。
步骤Sf2中运算单元11通过下面的^^式计算出背景相位被校正并 正规化的实部信号cos(①cor)cos(①cor) = real[Scor / |Scor|
步骤SB中运算单元ll排除振幅图像中的空气等区域。具体来说， 空气等信号小的部分的体素由于相位随机，因此，通过对振幅图像实施 阈值处理等来作成相当于空气区域的遮蔽。并且，通过使用该遮蔽对 WB图像实施遮蔽处理，将空气区域等从振幅图像中消除。遮蔽处理具 体来说对于振幅图像的各像素，振幅值A在阈值之上时Mask-l，除此 之外Mask-0，将各像素的遮蔽后的图像值Smask作为MaskxSorig的 处理。
步骤Sf4中运算单元11作为正规化了的实部信号与强调系数n的 函数^f象下面那样生成余弦滤波器 HW = H{cos(€>cor)，n}。 HW = 1+ (k-l) x (l-M"
但是，M为作为U + cos (①corH /2而计算出的值。另外，k 是余弦滤波器的最大倍数。n是强调系数，l以上的数值。n越大强调越 强。
也就是说，余弦滤波器是作为增益最小值为1、最大值为k的滤波 器而生成的。
图34为表示余弦滤波器的特性的一例的图。
图34所示的特性涉及将k固定为3，将n分别固定为1， 4， 8， 16， 32， 64的6种余弦滤波器。
步骤Sf5中运算单元11根据上述决定单元在上述多个像素位置处 决定的像素值，将在步骤Sf4中生成的余弦滤波器适用于振幅图像 Aorig，计算出校正后的WB图像的图^f象值Icoro即，图《象值I通过下面 的公式计算出。
Icor = AorigxHW
也就是说，将振幅设置为A，将相位设置为①，并将体素的复数信 号S作为S = A * exp[j①表示时，①越距离0越A就变大那样进行滤波 处理。
这样根据第4实施方式，实施基于n次的GMN中(n+l)次距以上的流动血管成分中所包含的相位的强调，进而提高WB图像中的血管 与背景部的对比度。
并且，通过使用这样提高对比度的WB图像并将其与BB图像的合 成(加权减法)与第1实施方式一样运算，能够生成与第1实施方式相 比对比度更高的合成MRA图像。
另外，该第4实施方式由于可以缩短TE并且血管流成分中包含的 相位变得比较大，因此在适用O次GMN情况中可以取得最大效果。但 是，因为在适用重相直到较高次的矩为止的n次GMN (n为1以上)情 况中，基于n+l次以上的相位成分图像值被强调，也可以取得效果。例 如，在1次GMN中也可以强调乱流等2次以上的成分。
该实施方式可以实施以下各种变形。
(1) 背景不仅可以通过其自身数据计算出，还可以通过其他数据 计算出。
例如，可以使用对流动(flow)使用感度极微弱的匀场序列而作成的 相位图。最近，为使脂肪抑制或EPI(echo planar imaging:梯度平面回 波成像)图像稳定化，在日常工作上对每个患者进行摄像取得上述相位图 的情况多，因此不需要随时间变化而再次进行为了作成相位差图而进行 摄像，时间上并没有问题。
GRE法的2回波(TE-TE1， TE2)中，使用水以及月旨肪的同相 (in-phase )的TE组合。当将水'脂肪的化学位移作为3.5ppm时，静 不兹场《虽度为1.5T，贝'J TE1 - 4.5ms， TE2 = 9.0ms。
(2) 匀场以及GMN附有图像中所计算出的背景相位没有流动效 果，由静i兹场不均匀引起的成分是支配性的，因此看作4吏用支配性成分 大致反映原来的相位。然而，特别是依据与低通滤波器的差分所计算出 的相位，血管的相位评价过低。因此，为了接近原来的相位可以共计实 施下面线形windowing的相位强调处理进4于合并。但这些处理所要维持 相位的线形关系则是无用的。即，为了接近原来的相位或在线形上维持 血管相位的大小关系，正负最大相位分别为士180那样使用例如图35所 示的窗口函数进行定标。另外，通过低通滤波器差分所计算出的相位虽然对于血管的型号具 有依赖性并不严密，但如果是大致相同型号的话大致上可以维持相位的 大小关系，即血流速的大小关系。
为了使最大相位接近180度乘以非线形的窗口函数。该情况下相位 的大小关系忽视不说提高血管的对比度。
(3) 在上述第1实施方式以及第2实施方式中均省略了相位强调处理。
(4) 上述第1实施方式至第3实施方式为了提高合成MRA图像 中的血管与静止部的对比度，提高用于为了生成合成MRA图像的BB 图像中的血管与静止部的对比度。然而，该技术即便在与混合图像MRA 图像无关系地单独取得BB图像情况中，也可以作为提高其BB图像中 的血管与静止部的对比度的技术进行利用。
(5 )上述第3实施方式中的余弦滤波器也可以在适用于基于FS-BB 法(失相)或重相BB法。
(6) 上述第4实施方式中的余弦滤波器的特性并不只限于图34所 示的特性，可以比相位为0的成分更强调相位不为0的成分而构成。因 此，替换为余弦滤波器，可以使用特性不是余弦形的其他相位强调滤波 器。
(7) 上述第4实施方式为了提高合成MRA图像中的血管与静止 部的对比度，从而提高用于为了生成合成MRA图像的WB图像中的血 管与静止部的对比度。然而，该技术即使在与合成MRA图像无关系地 单独取得WB图像情况中，可以作为提高其WB图像中的血管与静止部 的对比度的技术而被釆用。
(8) 作为第3实施方式中实施了强调处理的BB图像与第4实施 方式中实施了强调处理的WB图像的差分，如果要生成合成MRA图像， 可以取得比第1实施方式至第4实施方式任何一个实施方式都大的具有 对比度的MRA图像。
(9 )上述各实施方式中的特征性处理对于原始数据也可以实施。 (10)上述各实施方式中均可以适用于生成在》兹化率与背景的正常部分不同的异常部分与上述正常部分中附加度并予以显示的图像。作为 临床性述异常部，可以想到出血凝固的部分、多发性硬化症的发病部分， 或基底核的加龄性变化产生的部分等。
(11) 上述各实施方式中，WB图像以及BB图像的各自处理在 MRI装置上作为摄像环节进行实施。为此，2个图像均为WB图像还是 均为BB图像可以容易地通过主计算机16进行管理。然而，作为后处理 进行与WB图像以及BB图像中至少一个图《l^目关的处理作为后处理时 需要辨别存储单元12存储的图像数据表示的图像是WB图像以及BB图 像中的其中一个图像。这种辨别可以在摄像时适用的序列种与参数(例 如，TR、 TE、 b値)的基础上执行。或者，摄像时在附加信息中附加 表示WB图像以及BB图像中的哪一个图像的信息，在实施后处理时根 据该信息进行辨别WB图像以及BB图像中的任何一个图像。
(12) WB图像的处理、BB图像的处理或者用于生成合成MRA 图像的处理中的至少一部分也可以通过MRI装置以及其他医用图像处 理装置实施。也就是说，本愿的各发明在医用图像处理装置中也能实现。
还有，根据上述实施方式中展开的适宜多个的构成要素的组合，可 以形成各种的发明。例如既可以削除从实施方式中显示的全部构成要 素的几个构成要素，又可以适当地组合不同实施方式内的构成要素。
本领域技术人员容易想到其它优点和变更方式。因此，本发明就 其更宽的方面而言不限于这里示出和说明的具体细节和代表性的实 施方式。因此，在不背离由所附的权利要求书以及其等同物限定的一 般发明概念的精神和范围的情况下，可以进行各种修改。
权利要求
1.一种磁共振成像装置，其特征在于，包括检测单元，对于关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域内的多个像素位置的各个位置，以相位在流体进行流动的流动部分与组织静止的静止部分、或在磁化率与正常部分不同的异常部分与上述正常部分中相互不同的方式被激发的磁化向量进行检测；决定单元，决定各像素位置的像素值，作为与关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化向量的振幅的绝对值成比例的值；校正单元，根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化向量的实部或相位，以在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述正常部分中使上述像素值的差增大的方式，校正由上述决定单元所决定的像素值。
2. 根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述检测单元使用缩短了回波时间的序列作为0次的GMN(gradient moment nulling )。
3. 根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述校正单元根据利用上述磁化向量求出的复数信号，求出背景 相位的实部，根据上述背景相位的实部生成余弦滤波器，将上述余弦滤波器适用于基于由上述决定单元关于上述多个像素 位置的各个位置所决定的像素值的振幅图像中，取得校正了上述背景 相位的实部后的图像。
4. 根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述校正单元关于上述多个像素位置的各个位置，求出由上述静止部分或上述正常部分引起的背景相位，计算出各像素位置的校正相位，作为从关于上述多个像素位置的 各个位置所检测出的上述磁化向量的相位中除去上述背景相位而得到的相位，校正计算出的上述校正相位不为o的像素位置的像素值。
5. —种磁共振成像装置，其特征在于，包括第l检测单元，对于关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域 内的多个像素位置的各个位置，以流体进行流动的流动部分比组织静 止的静止部分、或磁化率与正常部分不同的异常部分比上述正常部分 振幅大，并且相位在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或 上述正常部分中不同的方式被激发的第1磁化向量进行检测；第1生成单元，生成第l数据，该第l数据包含与关于上述多个 像素位置的各个位置所检测出的上述第l磁化向量的振幅的绝对值成 比例的值，作为各像素位置的第l像素值；第2检测单元，对于关于上述多个像素位置的各个位置，以上述 流动部分或上述异常部分比上述静止部分或上述正常部分振幅小，并 且相位在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述正常部 分中不同的方式被激发的第2磁化向量进行检测；第2生成单元，生成第2数据，该第2数据包含与关于上述多个 像素位置的各个位置所检测出的上述第2磁化向量的振幅的绝对值成 比例的值，作为与各像素位置相关的第2像素值；以及校正单元，以在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或 上述正常部分中使上述像素值的差增大的方式校正上述第1以及第2 数据中的至少一个数据，根据关于上述多个像素位置的各个位置所检 测出的上述第l磁化向量的实部或相位以上述方式校正上述第l数据， 根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述第2磁化向量 的实部或相位以上述方式校正上述第2数据；生成上述流动部分或上述异常部分相对上述静止部分或上述正常 部分的对比度比该2个数据高的第3数据的单元，该单元在上述校正 单元只校正上述第1数据的情况下根据由上述校正单元所校正的第1 数据与由上述第2生成单元所生成的第2数据生成上述第3数据，在 上述校正单元只校正上述第2数据情况下根据由上述第1生成单元所生成的第l数据与由上述校正单元所校正的第2数据生成上述第3数 据，在上述校正单元校正上述笫l数据以及第2数据双方的情况下根 据由上述校正单元所校正的第1数据以及第2数据生成上述第3数据。
6. 根据权利要求5所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述第l检测单元以及上述第2检测单元中的至少一个检测单元-使用缩短了回波时间的序列，作为0次的GMN (gradient moment nulling )。
7. 根据权利要求5所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述校正单元针对上述第l数据，根据上述第l磁化向量中的振幅分量，生成与上述被检体相关的第l振幅图像，通过根据上述第1磁化向量求出的复数信号，求出上述第1磁化 向量的背景相位的实部，根据上述第l磁化向量的背景相位的实部，生成第l余弦滤波器，将上述第l余弦滤波器适用于上述第l振幅图像，取得校正了上 述背景相位的实部的图像；上述校正单元针对上述第2数据，根据上述第2磁化向量中的振 幅分量，生成与上述被检体相关的第2振幅图像，通过根据上述第2磁化向量求出的复数信号，求出上述第2磁化向量的背景相位的实部，根据上述第2磁化向量的背景相位的实部，生成第2余弦滤波器， 将上述第2余弦滤波器适用于上述第2振幅图像中，取得校正了上述背景相位的实部的图像。
8. 根据权利要求7所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述校正单元为了通过将上述第1余弦滤波器或第2余弦滤波器适用于上述振幅图像中进行使用了上述实部的强调处理而生成上述第 1余弦滤波器或上述第2余弦滤波器。
9. 根据权利要求8所迷的磁共振成像装置，其特征在于 上述校正单元为了使由空间频率引起移动的相位变成为原来的相位，将上述余弦滤波器适用于上述校正后的上述振幅图像。
10. 根据权利要求5所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述校正单元关于上述多个像素位置的各个位置求出由上述静止 部分或上述正常部分引起的背景相位，计算出各像素位置的校正相位，作为从关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化向量的相位中除去了上述背景相位的相 位，校正计算出的上述校正相位不为0的像素位置的像素值。
11，根据权利要求5所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述校正单元为了通过将上述余弦滤波器适用于上述振幅图像中 进行使用了上述实部的强调处理而生成上述余弦滤波器。
12.根据权利要求ll所述的磁共振成像装置，其特征在于位，将上述余弦滤波器适用于校正后的上述振幅图像中。
13. 根据权利要求l所述磁共振成像装置，其特征在于 上述检测单元利用1回波型的TOF (time of flight)法检测上述磁化向量。
14. 一种磁共振成像装置，其特征在于，包括检测单元，关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域内的多个 像素位置的各个位置，将以流体进行流动的流动部分比组织静止的静 止部分、或磁化率与正常部分不同的异常部分比上述正常部分振幅大， 并且相位在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述正常 部分中互不相同的方式被激发的第l磁化向量作为第1回波利用多回 波法进行检测，将以上述流动部分或上述异常部分比上述静止部分或 上述正常部分振幅小，并且相位在上述流动部分或上述异常部分与上 述静止部分或上述正常部分中互不相同的方式被激发的第2磁化向量 作为第2回波利用多回波法进行检测；生成数据的单元，该数据包含与关于上述多个像素位置的各个位 置作为上述第2回波被检测出的上述第2磁化向量的振幅的绝对值成 比例的值，作为与上述各像素位置相关的像素值；根据作为上述笫1回波被检测出的上述笫l磁化向量的相位，求出关于上述多个像素位置的各个位置由上述第2磁化向量中的上述静 止部分或上述正常部分引起的背景相位的单元；计算出各像素位置的校正相位，作为从关于上述多个像素位置的 各个位置作为上述第2回波所检测出的上述第2磁化向量的相位中除 去上述背景相位的相位的单元；以使关于上述多个像素位置的各个位置所计算出的上述校正相位 不为0的像素位置的上述数据中的像素值、与上述校正相位为0的像 素位置的上述数据中的像素值的差增大的方式进行校正的单元。
15. 根据权利要求14所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述检测单元在上述第l磁化向量中发生相位变化。
16. 根据权利要求14所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述检测单元使用缩短了回波时间的序列，作为0次的GMN(gradient moment nulling)。
17. —种磁共振成像装置，其特征在于，包括检测单元，关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域内的多个 像素位置的各个位置，以流体进行流动的流动部分比组织静止的静止^且;^位在上述流动部分P或上i^异常部分-与上述静止部^或上述^E常 部分中互不相同的方式被激发的第l磁化向量作为第l回波利用多回 波法进行检测，以及以上述流动部分或上述异常部分比上述静止部分 或上述正常部分振幅小，并且相位在上述流动部分或上述异常部分与 上述静止部分或上述正常部分中互不相同的方式被激发的第2磁化向 量作为第2回波利用多回波法进行检测；生成第l数据的单元，该第l数据包含与关于上述多个像素位置 的各个位置作为上述第1回波被检测出的上述第l磁化向量的振幅的 绝对值成比例的值作为各像素位置的第l像素值；生成第2数据的单元，该第2数据包含与关于上述多个像素位置 的各个位置作为上述第2回波被检测出的上述第2磁化向量的振幅的绝对值成比例的值作为与各像素位置相关的第2像素值；根据上述第l磁化向量的相位，求出关于上述多个像素位置的各个位置由上述笫2磁化向量中的上述静止部分或上述正常部分引起的背景相位的单元；将关于上述多个像素位置的各个位置作为上述第2回波所检测出的上述第2磁化向量以除去背景相位的方式进行校正的单元；根据上述第l磁化向量与上述校正后的第2磁化向量，生成上述流动部分或上述异常部分相对于上述静止部分或上述正常部分的对比度比上述第l数据以及上述第2数据高的第3数据的单元。
18. 根据权利要求17所述的磁共振成像装置，其特征在于 上述检测单元在上述第l磁化向量中发生相位变化。
19. 根据权利要求17所迷的磁共振成像装置，其特征在于 上述检测单元^吏用缩短了回波时间的序列，作为0次的GMN(gradient moment nulling)。
20. —种磁共振成像装置，其特征在于，包括检测单元，对于关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域内的 多个像素位置的各个位置，以相位在流体进行流动的流动部分与组织 静止的静止部分、或磁化率在与正常部分不同的异常部分与上述正常 部分中互不相同的方式4皮激发的/f兹化向量进行检测；根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化向量 中的振幅分量，生成与上述被检体相关的振幅图像的单元；通过根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化 向量求出的复数信号，求出背景相位的实部的单元；根据上述背景相位的实部生成余弦滤波器的生成单元；将上述余弦滤波器适用于上述振幅图像，取得校正了上述背景相位的实部的图像的校正单元。
21. —种磁共振成像装置，其特征在于，包括 关于包含被检体的血管部分以及静止部分的摄像区域，通过包含强调与静止部分相比上述血管部分的信号下降的失相倾斜磁场脉冲的脉冲序列，取得上述摄像区域的磁共振信号的单元；以使上迷静止部分的磁共振信号的相位为0并且上述血管部分的 磁共振信号的相位接近士180度的方式校正上述摄像区域内的磁共振 信号的相位的单元；根据上述相位被校正的磁共振信号，生成上述摄像区域的血管图 像的单元。
22. —种磁共振成像装置，其特征在于，包括关于包含被检体的血管部分以及静止部分的摄像区域，通过包含 强调与静止部分相比上述血管部分的信号下降的失相倾斜磁场脉沖的脉冲序列，取得上述摄像区域的磁共振信号的单元；根据上述摄像区域的磁共振信号生成实像以及虛像的单元； 根据上述实像以及虚像生成强度图像以及相位图像的单元； 根据上述相位图像生成无相位变化(0)的部分的权重为正l、相反相位(士180度)的部分的权重为负l的校正相位图像的单元； 将上述校正相位图像适用于上述强度图像的单元。
23. —种磁共振成像装置，其特征在于，包括检测单元，对于关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域内的 多个像素位置的各个位置，以相位在流体进行流动的流动部分与组织 静止的静止部分中互不相同的方式被激发的磁化向量，使用TOF法进 行检测；根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化向量 中的振幅分量，生成与上述被检体相关的振幅图像的单元；通过根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化 向量求出的复数信号，求出背景相位的实部的单元；根据上述背景相位的实部生成余弦滤波器的生成单元；将上述余弦滤波器适用于上述振幅图像中得到校正了上述背景相 位的实部的图像的校正单元。
全文摘要
本发明磁共振成像装置具有对于关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域内的多个像素位置的各个位置，以相位在流体进行流动的流动部分与组织静止的静止部分、或在磁化率与正常部分不同的异常部分与上述正常部分中相互不同的方式被激发的磁化向量进行检测的检测单元；决定各像素位置的像素值，作为与关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化向量的振幅的绝对值成比例的值的决定单元；根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化向量的实部或相位，以在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述正常部分中使上述像素值的差增大的方式，校正由上述决定单元所决定的像素值的校正单元。
文档编号A61B5/055GK101632584SQ200910161640
公开日2010年1月27日 申请日期2009年7月24日 优先权日2008年7月24日
发明者木村德典 申请人:株式会社东芝;东芝医疗系统株式会社