专利名称：磁共振成像装置以及磁共振成像方法
技术领域：
本发明涉及用拉莫尔频率的高频(RF radio frequency)信号对被检体的原子 核自旋进行磁激励、并根据伴随着该激励而产生的核磁共振(NMR : nuclear magnetic resonance)信号而重构图像的磁共振成像(MRI Magnetic Resonance Imaging)。 特 别地，本发明涉及能够实施不使用造影剂而获得血流图像的非造影MRA(Magnetic ResonanceAngiography 磁共振血管成像)的磁共振成像装置和磁共振成像方法。
背景技术：
磁共振成像是利用拉莫尔频率的RF信号对放置于静磁场中的被检体的原子核自 旋进行磁激励、并根据伴随着该激励而产生的MR信号重构图像的摄像法。在该磁共振成像的领域中，作为获得血流图像的方法已知有MRA。MRA中不 使用造影剂的MRA被称为非造影MRA(例如参照专利文献1)。在非造影MRA中，提 出有FBI (Fresh Blood Imaging 新鲜血液成像)法，该FBI方法通过进行心电同步(electro cardiogram同步以下称为ECG同步)来捕捉从心脏排出的流速快的血流，从而良好地 对血管进行显像。另一方面，以往，利用MRA进行心脏的缺血部位和梗塞部位的检查。在以往的 心脏检查中，对被检体施加药剂负荷和运动负荷，利用投入造影剂的造影MRA法进行心 脏的成像。图1是用于说明通过以往的造影MRA进行的心脏检查法的心肌的断面图。当对被检体投入钆系的造影剂来进行动态摄像时，如图1所示，在由心肌内正 常的血管供给血液的组织A中流入血液，因此成为高信号值。但是，在施加药剂负荷或 运动负荷而使血管舒张后的状态下，由于狭窄的血管，血流量相对减少，因此，作为缺 血部位B而呈现低信号区域。因此，能够将低信号区域诊断为缺血部位B。这样，缺血 检查也称为负荷灌注(stress perfusion)，通过在药物负荷或运动负荷下投入造影剂，从而 能够作为血液循环(VascularCirculation)的缺陷(Defect)而检查出来。并且，作为梗塞的诊断方法，有延迟造影法。延迟造影法是使造影剂流入组 织、将对造影剂没有排空(wash-out)功能的部位诊断为梗塞的方法。例如在图1所示那 样血管闭塞的梗塞部位C处，没有使造影剂流出的功能，所以造影剂滞留。因此，因残 留的造影剂而引起LDE (latedelayed enhancement 延迟增强)，作为比正常的组织A延迟 呈现的高信号区域而能够检测出梗塞部位C。心脏检查也利用MRI装置以外的图像诊断装置进行，检查结果利用各种各样的 显示方法显示。例如存在如下技术利用在X射线CT (compuled tomography)装置中收 集到的心脏的CT图像数据显示不同的断面的心肌层的技术；和利用在超声波诊断装置中 收集到的心肌的三维图像数据对心肌的断层图像进行牛眼(bull’ s eye)显示的技术(例 如参照专利文献2和专利文献3)。然而，在利用MRI装置进行的以往的心脏检查法中，在施加了药剂负荷和运动负荷的状态下供给钆系等造影剂并进行动态摄像，由此来诊断缺血部位和梗塞部位。 因此，当注入造影剂后在一定时间内不进行成像时，则无法以充分的对比度获得血流图 像。因此，具有在时间分辨率上存在制约的问题。并且，由于时间分辨率受限，从而空 间分辨率也降低。从这种技术背景来看，具有这样的问题在产生画质偏差的同时，解 译者的诊断也产生偏差。并且，公开了含钆的造影剂和肾性系统性纤维化(NSF NephrogenicSystemic Fibrosis)的关系。另外，在基于负荷灌注的检查中，腺苷和潘生丁(dipyridamole)等药 物的危险性也成为问题。而且，这种问题在对心脏以外的摄像部位收集造影MRA图像的情况下也同样存在。专利文献1 日本特开2001-252263号公报专利文献2 日本特开2006-198411号公报专利文献3 日本特开2005-531352号公报
发明内容
本发明的目的在于提供一种磁共振成像的技术，该磁共振成像的技术能够以更 好的时间分辨率和空间分辨率安全地收集包括心脏在内的摄像部位的MRA图像和基于 MRA图像的血流信息。以下，针对各方式说明本发明的内容。(1)本发明的一个方式的磁共振成像装置具备成像数据收集部，该成像数据收集 部通过多次施加用于对流入到包括心肌在内的成像区域的血液进行识别显示的区域选择 激励脉冲，并改变从上述区域选择激励脉冲的施加定时到成像数据的收集定时的时间， 由此与心搏同步地以非造影方式从上述成像区域收集与上述流入的血液的相互不同的移 动时间对应的多个三维成像数据；血流图像生成部，该血流图像生成部根据上述多个成 像数据来生成与上述相互不同的血液的移动时间对应的多个血流图像数据；以及心功能 解析部，该心功能解析部根据上述多个血流图像数据获得表示上述心肌的心功能的血流 fn息ο(2)本发明的另一方式的磁共振成像装置具备成像数据收集部，该成像数据 收集部对心脏的包括大动脉的至少一部分的区域施加用于对流入到包括心肌在内的成像 区域的血液进行识别显示的区域选择激励脉冲，并以非造影方式从上述成像区域收集至 少一个成像数据；和血流信息生成部，该血流信息生成部根据上述成像数据来生成至少 一个血流图像数据。(3)本发明的磁共振成像方法是如下的方法该方法具有以下步骤对心脏的包括大动脉的至少一部分在内的区域施加用于 对流入包括心肌在内的成像区域的血液进行识别显示的区域选择激励脉冲，并以非造影 方式从上述成像区域收集成像数据的步骤；以及根据上述成像数据生成血流图像数据的步骤。根据以上构成的磁共振成像装置或磁共振成像方法，能够以更好的时间分辨率 和空间分辨率安全地收集包括心脏在内的摄像部位的MRA图像和基于MRA图像的血流信息。
在附图中，图1是用于说明利用以往的造影MRA进行的心脏检查法的心肌的断面图。图2是表示本发明的磁共振成像装置的实施方式的构成图。图3是图2所示的计算机的功能框图。图4是表示在图3所示的摄像条件设定部中设定的t-SLIP序列的一个例子的时 序图。图5是表示在图3所示的摄像条件设定部中设定的t-SLIP序列的另一个例子的 时序图。图6是表示在图3所示的摄像条件设定部中设定的标记区域的第一例子的图。图7是表示在图3所示的摄像条件设定部中设定的标记区域的第二例子的图。图8是表示在图3所示的摄像条件设定部中设定的标记区域的第三例子的图。图9是表示在图3所示的摄像条件设定部中设定的标记区域的第四例子的图。图10是表示在图3所示的摄像条件设定部中设定的标记区域的第五例子的图。图11是表示在图3所示的摄像条件设定部中设定的标记区域的第六例子的图。图12是表示在图3所示的摄像条件设定部中设定的标记区域的第七例子的图。图13A-13E是说明在图3所示的摄像条件设定部中设定为摄像条件的TI和BBTI 的决定方法的图。图14A和图14B是说明在血流图像制成部中从图像数据除去血液以外的信号成 分来生成血流图像数据的处理的图。图15A和图15B是表示在图3所示的血流信息制成部中制成的血流图像数据的 分布的一个例子的图。图16A-16D是表示在图3所示的血流信息制成部中制成与不同的多个BBTI对应 的血流图像数据的分布的示例的图。图17是表示在图3所示的血流信息制成部中识别显示根据与不同的BBTI对应的 血流图像数据之间的信号差来确定的心肌的病变部位的示例的图。图18是表示图17所示的横穿缺血部位的线ROI-A处的信号差的图。图19是表示图17所示的横穿梗塞部位的线ROI-B处的信号差的图。图20是表示在图3所示的血流信息制成部中能够选择显示心肌断面上的多根线 ROI上的与不同的BBTI对应的血流图像数据之间的信号差分值的示例的图。图21是表示在图3所示的血流信息制成部中进行血流图像数据之间的位置校正 的情况下的基准位置的图。图22是表示利用图2所示的磁共振成像装置进行非造影MRA成像来获得被检体 P的心肌断面处的血流信息并进行显示时的流程的流程图。
具体实施例方式参照附图对本发明的磁共振成像装置的实施方式进行说明。
(构成和功能)图2是表示本发明的磁共振成像装置的实施方式的构成图。磁共振成像装置20具备形成静磁场的筒状的静磁场用磁铁21、设置于该静磁场 用磁铁21的内部的勻场线圈22、倾斜磁场线圈23以及RF线圈24。并且，在磁共振成像装置20中具备控制系统25。控制系统25具备静磁场电源 26、倾斜磁场电源27、勻场线圈电源28、发送器29、接收器30、序列控制器31以及计 算机32。控制系统25的倾斜磁场电源27具有X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电 源27y和Z轴倾斜磁场电源27z。并且，在计算机32中具备输入装置33、显示装置34、 运算装置35和存储装置36。静磁场用磁铁21与静磁场电源26连接，具有通过从静磁场电源26供给的电流 在摄像区域形成静磁场的功能。另外，静磁场用磁铁21大多情况由超导线圈构成，在励 磁时与静磁场电源26连接而被供给电流，但一般一旦被励磁后就成为非连接状态。并 且，也有时利用永久磁铁构成静磁场用磁铁21而不设置静磁场电源26。并且，在静磁场用磁铁21的内侧同轴地设置有筒状的勻场线圈22。勻场线圈 22与勻场线圈电源28连接，构成为从勻场线圈电源28向勻场线圈22供给电流，使静磁 场均勻化。倾斜磁场线圈23具有X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y和Z轴倾 斜磁场线圈23z，在静磁场用磁铁21的内部形成为筒状。在倾斜磁场线圈23的内侧设 置有卧台37来作为摄像区域，被检体P放置在卧台37上。在RF线圈24中具有内置于 台架的收发RF信号用的全身用线圈(WBC : whole body coil) >设置于卧台37或被检体P 附近的接收RF信号用的局部线圈等。并且，倾斜磁场线圈23与倾斜磁场电源27连接。倾斜磁场线圈23的X轴倾 斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y和Z轴倾斜磁场线圈23z分别与倾斜磁场电源27 的X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y和Z轴倾斜磁场电源27z连接。而且，通过从X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y和Z轴倾斜磁场 电源27z分别向X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y和Z轴倾斜磁场线圈23z 供给的电流，分别在摄像区域形成X轴方向的倾斜磁场Gx、Y轴方向的倾斜磁场Gy、Z 轴方向的倾斜磁场Gz。RF线圈24与发送器29和/或接收器30连接。发送用的RF线圈24具有从发 送器29接收RF信号并将该信号发送给被检体P的功能。接收用的RF线圈24具有如下 功能接收伴随RF信号对被检体P内部的原子核自旋的激励而产生的NMR信号并将该 NMR信号给予接收器30。另一方面，控制系统25的序列控制器31与倾斜磁场电源27、发送器29和接收 器30连接。序列控制器31具有存储序列信息的功能，该序列信息记述了驱动倾斜磁场 电源27、发送器29以及接收器30所需的控制信息，该控制信息例如是应该对倾斜磁场 电源27施加的脉冲电流的强度、施加时间、施加定时等动作控制信息。并且，序列控制 器31具有如下功能按照存储的预定的序列驱动倾斜磁场电源27、发送器29以及接收 器30，由此产生X轴倾斜磁场Gx、Y轴倾斜磁场Gy、Z轴倾斜磁场Gz以及RF信号。并且，序列控制器31接收通过接收器30中的NMR信号检波和A/D (analog todigital)转换得到的复数即原始数据(raw data)，并将该原始数据输入计算机32。因此，发送器29中具备如下功能根据从序列控制器31接收到的控制信息将 RF信号给予RF线圈24。接收器30中具有如下功能对从RF线圈24接收到的NMR 信号进行检波并执行所需的信号处理，并且进行A/D转换，由此，生成数字化后的复数 即原始数据的功能；以及将生成的原始数据输入序列控制器31的功能。另夕卜，在磁共振成像装置20中具备获得被检体P的ECG(electrocardiogram)信 号的ECG单元38。由ECG单元38获得的ECG信号构成为经由序列控制器31输出给计 算机32。另外，也可以代替将心搏表示为心跳信息的ECG信号，而获得将心搏表示为脉 波信息的脉波同步(PPG peripheral pulse gating)信号。PPG信号例如是将手指尖的脉
波作为光信号检测出的信号。在获得PPG信号的情况下，设置PPG信号检测单元。以 下，对获得ECG信号的情况进行描述。并且，通过利用运算装置35执行保存在计算机32的存储装置36中的程序，从 而使计算机32具备各种功能。但是，也可以不管程序如何，在磁共振成像装置20中设 置具有各种功能的特定的电路。图3是图2所示的计算机32的功能框图。计算机32通过程序作为摄像条件设定部40、序列控制器控制部41、k空间数 据库42、血流图像制成部43、图像数据库44以及血流信息制成部46而发挥功能。摄 像条件设定部40具有预扫描条件设定部40A、摄像参数决定部40B以及摄像参数保存部 40C。摄像条件设定部40具有如下功能根据来自输入装置33的指示信息设定包括脉 冲序列在内的摄像条件，并将设定的摄像条件提供给序列控制器控制部41。摄像条件设 定部40具有如下功能对在ECG同步下流入成像区域的血液进行标记，并设定用于以 非造影方式获得心肌断面处的血流图像的脉冲序列。并且，摄像条件设定部40具备如下 功能设定用于获得被标记的血液的移动时间不同的多个血流图像的多个脉冲序列。另 外，“标记”作为与“赋予标志”相同的意思而使用。作为用于从包括心肌的多个断面在内的成像区域收集数据的成像序列，例如 可以使用三维(3D three-dimensional) FSE (fast spin echo 快速自旋回波)序列、3D FASE (3D fast asymmetric spin echo 或 fastadvanced spin echo 高级快速自旋回波)序列、 3D 禾急态自由进动(SSFP steady state free precession)序歹[I、EPI (echo planar imaging 回 波平面成像)序列、Radial(径向)数据收集序列。FASE序列是利用半傅立叶法的FSE序列。在Radial数据收集序列中还包括使多个数据收集线旋转的 PROPELLER (Periodically Rotated Overlapping ParallEL Lines withEnhanced Reconstruction
周期性旋转重叠平行线采集和增强重建)序列。SSFP 序列有 balanced SSFP 序列和 true SSFP 序列等种类，balancedSSFP 序列和 true SSFP序列适于数据收集效率高因而进行高速数据收集的情况。并且，作为非造影MRA存在FBI法。FBI法是如下的非造影MRA 使用FASE
序列等序列，使R波等表示被检体P的心时相的基准波从同步的触发信号延迟预定时间，针对多次心跳的每一次反复收集回波数据。根据FBI法，血液的横向弛豫(横緩和)(T2) 成分的磁化通过经多次心跳而恢复，能够获得强调了血液的Τ2磁化成分的水(血液)强 调图像来作为血管图像。另外，在FBI法中，执行收集与预定片编码量相应的回波数据 (容积数据)的三维成像。另外，为了良好地对从大动脉流入心脏内的成像区域的血液进行显像，设定进 行血液的标记的摄像条件。作为标记法之一，可以列举伴随着多个标记用脉冲的施加的 t-SLIP (Time-SLIP Time Spatial LabelingInversion Pulse-时空标记反转脉冲)法。此处， 以t-SLIP为例进行说明。在基于t-SLIP法的t-SLIP序列中，施加t-SLIP脉冲，标记流入摄像区域的血 液。即，t-SLIP序列是伴随ASL (Arterial spin labeling 动脉自旋标记)脉冲的施加的
摄像序列，用于通过对流入摄像断面的血液进行标记而选择性地显像或抑制所标记的血 液。通过该t-SLIP脉冲，能够选择性地强调或抑制在反转时间(Tl inversion time)后 仅是到达摄像断面的血液的信号强度。在从ECG信号的R波经过一定的延迟时间(delay time)后施加t-SLIP脉冲，在ECG同步下进行摄像。t-SLIP脉冲包含区域非选择反转脉冲和区域选择反转脉冲。区域非选择反转脉 冲可以切换ON/OFF。t-SLIP脉冲至少包括区域选择反转脉冲。S卩，t_SLIP脉冲有仅 由区域选择反转脉冲构成的情况以及由区域选择反转脉冲和区域非选择反转脉冲两者构 成的情况。区域选择反转脉冲可以与成像区域独立地任意设定。当通过该区域选择反转脉 冲对流入成像区域的血液进行标记时，在TI后有血液到达的部分的信号强度变高。另 外，当区域非选择反转脉冲设为OFF时，在TI后有血液到达的部分的信号强度变低。因 此，能够掌握血液的移动方向和距离。图4是表示在图3所示的摄像条件设定部40中设定的t-SLIP序列的一个例子的 图。在图4中，横轴表示经过时间t，ECG、RF、G、Mz分别表示作为ECG触发的R 波、RF信号、倾斜磁场脉冲、纵向磁化成分(Iongitudinalmagnetizationcomponent)。并
且，tdl是从R波的时刻到180°区域非选择IR脉冲的施加时刻的时间间隔(延迟时间)。 并且，td2是从将要开始数据收集之前的R波的时刻到开始数据收集时刻的时间时间(延 迟时间)。如图4所示，与ECG信号的R波同步地，在从R波经过预定的延迟时间tdl后， 施加180°区域非选择反转恢复(IR inversion recovery)脉冲。由此，被检体内的心肌和 血液的纵向磁化成分Mz发生反转。即，心肌和血液的纵向磁化成分Mz均为-1。接着，在从180°区域非选择IR脉冲的施加时刻经过ΔΤ后的定时，对被选择 为标记区域的层块(slab)以不同的定时施加第一 180°区域选择:[R脉冲和第二 180°区 域选择IR脉冲。并且，为了选择标记用层块，在施加第一 180°区域选择IR脉冲和第 二 180°区域选择IR脉冲的同时，分别施加第一 180°层块选择激励倾斜磁场脉冲和第二 180°层块选择激励倾斜磁场脉冲。由此，标记区域内的血液的纵向磁化成分Mz恢复与 180°区域非选择IR脉冲和180°区域选择IR脉冲的间隔Δ T对应的量，然后，选择性 地反转。即，标记区域内的血液被标记。另外，由于图4中较为复杂，因此，利用双点划线表示该标记区域内的血液的纵向磁化成分Mz通过第一 180°区域选择IR脉冲反转的情况，并省略了通过第二 180° 区域选择IR脉冲反转的血液的纵向磁化成分Mz。另一方面，标记区域外的血液的纵向 磁化成分Mz不反转而维持负值的状态。S卩，(第一和第二)180°区域选择IR脉冲作为 标记脉冲而发挥功能。进而，在从施加180°区域非选择脉冲的时刻经过TI后的定时，S卩，在从180° 区域选择:tR脉冲经过BBTI (Black Blood Traveling Time 黑色血液移动时间)后的定时，
开始执行成像序列，开始从包括心肌部分在内的成像区域收集数据。但是，由于心肌始 终运动，因此，期望始终以相同的舒张期的心时相进行数据收集。因此，设定ECG同步 的延迟时间tdl、td2，以在舒张期的适当的心时相进行数据收集。更详细地讲，心脏的心搏在舒张末期少，最接近静止状态，因此适于数据收 集。在本发明中，如后所述那样改变BBTI的值，针对每个不同的BBTI分别获得图像， 但每次数据收集时若只增加BBTI，则无法使数据收集开始的定时始终与心脏的舒张末期 一致。期望控制标记脉冲与区域非选择脉冲的关系以及延迟时间(tdl、td2)，以使得即 使增加BBTI，(a)数据收集开始的定时也始终与心脏的舒张末期一致，并且，(b)未被标 记的心肌的纵向磁化成分Mz为零时(在背景信号被抑制时)数据收集开始。为了满足上述(a)、(b)条件，在本发明中，能够根据以下的⑴式和(2)式独 立地控制背景信号的抑制和BBTI。Tdl+ Δ T+BBTI = η X RR+td2 …(1)Δ T+BBTI = Tl... (2)在(1)式中，RR是R波和R波的时间间隔(相当于心脏搏动的一周期期间)， η是1以上的自然数(例如到3)。图4对应于η = 2的情况。在(2)式中，TI是由心 肌的纵弛豫时间确定的物理特性值，是恒定的值。因此，在本实施方式中，在根据ECG信号测定RR后，决定η，并以使数据收集 开始的定时与心脏的舒张末期一致的方式决定延迟时间td2。决定延迟时间td2后，延迟 时间tdl也根据(1)式唯一地被决定。接着，只要根据(2)式，以在未被标记的心肌的纵 向磁化成分Mz为零时数据收集开始的方式分别决定ΔΤ、BBTI即可。在此，要加长血液的到达距离，需要加长BBTI，但为此也可以使ΔΤ的符号为 负、使BBTI比TI长。S卩，也可以在180°区域非选择IR脉冲之前施加180°区域选择 m脉冲。另外，心脏搏动的一周期的期间(RR)不是始终相同的间隔而是变动的。因此， 期望根据心跳的变动来适当变更脉冲序列。具体而言，根据ECG信号的数据和数据收集 对象的心跳前的多个RR来推定作为数据收集对象的RR。进而，根据RR的推定值，动 态或实时控制(调整)延迟时间td2。在该控制中，在数据收集对象的RR的推定值极短 的情况下，最好以使延迟时间td2比RR的推定值短的方式校正延迟时间td2使其缩短或 不进行数据收集。在延迟时间td2比数据收集对象的RR长的情况下，有可能以收缩期的 心时相进行数据收集，这是因为在该心时相心脏的运动大，不适于数据收集。另外，如图4所示，在数据收集前，施加脂肪饱和(fat-saturation)脉冲和 SPIR(spectral pre-saturation with inversion recovery 频谱预饱和反转恢复)脉冲等脂肪抑制脉冲。在FBI法的情况下，数据收集跨越多个心跳。并且，由于数据收集以非造影方 式进行，所以没有时间的限制。因此，能够使用以高分辨率进行3D数据收集的序列作为 成像序列。另外，TI和BBTI可以独立地设定。S卩，以往，180°区域非选择IR脉冲和 180°区域选择Hl脉冲的间隔Δ T^O,但间隔Δ T可变。也可以代替TI或BBTI而设定 间隔ΔΤ，此处对设定TI和BBTI的情况进行说明。如图4所示，在施加180°区域非选择脉冲后，成像区域中的心肌和未被标记的 血液的纵向磁化成分Mz恢复。因此，期望决定Tl，使得成为背景的心肌的纵向磁化成 分Mz的绝对值和未被标记的血液的纵向磁化成分Mz的绝对值两者为预定值以下，从而 在成为零附近的定时开始数据收集。因为这样能够选择性地强调来自被标记的血液的信 号，另一方面，能够抑制成为背景的心肌和来自未被标记的血液的不需要的信号。然而，如图4所示，纵向磁化成分Mz的恢复速度在心肌和血液中不同。因此， 决定Tl，以使得在心肌的纵向磁化成分Mz为零附近的定时开始数据收集。同时，对于 来自未被标记的血液的信号，能够通过数据处理来抑制。由此，能够进一步更好地抑制 心肌和来自未被标记的血液的不需要的信号。除去来自未被标记的血液的信号的处理可以在后述的血流图像制成部43中进 行。即，若使用作为复数信号的磁共振信号的(不是绝对值)实部进行REAL图像重构 处理，则来自未被标记的血液的磁共振信号取负值，因此，在图像数据中为低信号值。 从而，在根据数据值对图像数据进行亮度显示的情况下，被标记的呈现高信号的血液部 分以高亮度显示，另一方面，未被标记的不需要的血液部分以低亮度显示。另外，由于 来自心肌的信号值为零附近，所以能够选择性地仅将被标记的血液作为白色血液(white blood)进行白色显示。另外，如果对收集数据施加余弦滤波，则能够使来自未被标记的血液的被标准
化的负值信号为-1。由此，在亮度显示的图像数据中，能够使未被标记的血液部分变
m
T^ O并且，对于BBTI，也可以以跨越多个心跳的方式设定。为此，也可以是BBTI 比TI长，即设定为ΔΤ<0。当施加180°区域选择IR脉冲时，在标记区域内标记的血 液在经过BBTI后移动到成像区域内，特别强调通过数据收集而收集到的信号中的来自被 标记的血液的信号。因此，若将BBTI设定得较长，则能够强调移动更长距离的血液。因此，若多次施加180°区域选择IR脉冲，则能够加大可设定的BBTI的上限 值。即，当对标记区域多次施加标记脉冲时，被标记的血液增加，因此，可设定的BBTI 的上限变长。在图4的示例中，施加两个180°区域选择IR脉冲，在从第一 180°区域 选择Hl脉冲经过Δ BBTI后，施加第二 180°区域选择Hl脉冲。对于ΔΒΒΤΙ，期望被标记的血液不间断地连续地流动。例如，如果在通过第一 180°区域选择IR脉冲所标记的血液全部从标记区域流出的定时，在与第一 180°区域选 择IR脉冲的施加区域相同的区域施加第二 180°区域选择IR脉冲，则理论上可以使BBTI 的上限值达到2倍。另外，第二 180°区域选择IR脉冲的施加区域可以设为与第一 180° 区域选择IR脉冲的施加区域相同，也可以设为不同。第二 180°区域选择IR脉冲的施加
13区域最好设为例如仅为第一 180°区域选择IR脉冲的施加区域中的成像区域侧的一部分 等，以使被标记的血液不间断地连续地流动。另外，可以根据需要，在数据收集前收集RMC (red-time motioncorrection)法中 的作为监视器用NMR信号的单一或多个MPP(motionprobing pulse)。RMC法是如下方
法通常伴随着ECG同步而收集MPP，以使用根据MPP测定的运动量来除去呼吸引起 的运动的影响的方式实时校正成像数据的收集区域和收集到的数据。可以在摄像条件设 定部40中设置基于RMC法的成像数据收集区域的校正功能。MPP例如从包括横隔膜的区域以比成像数据的相位编码量小的相位编码 量或不施加相位编码用倾斜磁场而获得。于是，能够根据对MPP进行一维(1D: one-dimensional)傅立叶变换(FT Fourier transform)而得到的信号，将MPP的收集时刻
的横隔膜在体轴方向上的位置作为呼吸水平而检测出来。进而，可以将距呼吸水平的基 准值的变动量作为由呼吸引起的运动量而求出。另外，使数据收集区域移动与由呼吸引 起的运动量相当的移动量。由此，能够降低由呼吸引起的运动的影响。并且，在呼吸水平处于允许范围外的情况下，也可以不进行数据收集或使呼吸 水平的时间变化可视化。另外，作为后处理，也可以根据呼吸引起的运动量来进行成像 数据的相位校正和图像数据的位置校正，以便除去呼吸引起的运动的影响。但是，也可以不进行RMC或与RMC并用来进行憋气，由此在呼吸停止情况下 进行数据收集。接着，对t-SLIP序列的其它示例进行说明。一般，BBTI的值为从1200ms到1400ms的情况较多，TI的值为600ms左右。 因此，在图4所示的t-SLIP序列的情况下，大多情况BBTI > Tl。因此，如果在施加激励 标记区域的180°区域选择IR脉冲后，施加使成像区域中的心肌和血液的纵向磁化成分 Mz反转的180°区域选择IR脉冲，则即使在施加180°区域非选择IR脉冲后施加180° 区域选择IR脉冲的情况下，也能够抑制不需要的信号并设定长的BBTI。图5是表示在图3所示的摄像条件设定部40中设定的t-SLIP序列的另一个例子 的图。在图5中，横轴表示经过时间t，ECG、RF、G、Mz分别表示作为ECG触发的
R波、RF信号、倾斜磁场脉冲、纵向磁化成分。并且，tdl是从R波的时刻到180°区 域非选择IR脉冲的施加时刻的延迟时间，td2是从将要开始数据收集之前的R波的时刻 到数据收集开始时刻的延迟时间(与图4同样)。如图5所示，在被标记的血液流入成像区域之前的定时，心肌和成像区域内的 血液的纵向磁化成分Mz都恢复到正值的情况下，通过施加180°成像区域选择IR脉冲， 能够使成像区域中的心肌和血液的纵向磁化成分Mz再次反转。在该情况下，再次反转而 成为负值的心肌的纵向磁化成分Mz的恢复速度比未被标记的血液的纵向磁化成分Mz的 恢复速度快，因此，出现心肌和未被标记的血液的纵向磁化成分Mz两者为零的定时。因此，期望决定从180°成像区域选择IR脉冲的施加时刻到数据收集开始时刻 的时间间隔T’，以使得在心肌和未标记的血液两者的纵向磁化成分Mz为零的定时开始 数据收集。这样，能够良好地抑制来自心肌和未被标记的血液的信号，同时能够以高强 度收集来自被标记的血液的信号。并且，能够设定跨越比2RR长的3RR的BBTI。
另外，如果在未被标记的血液的纵向磁化成分Mz恢复为正值的情况下，未被标 记的血液的纵向磁化成分Mz的绝对值充分小至可以忽视的程度，则能够通过施加180° 成像区域选择IR脉冲使支配性的心肌的纵向磁化成分Mz反转为负值。因此，即使在 BBTI比2RR短的情况下，也能够抑制来自心肌的信号。接着，对血液的标记区域的设定方法进行说明。标记区域可以设为对心肌供给血液的冠状动脉从大动脉分支的部分。更具体地 讲，作为对心肌供给血液的血管，可以列举右冠状动脉(RCA : Right Coronary Artery)、 左冠状动脉主干部(LMT Left MainCoronary Trunk) > 左回旋枝(LCX Left Circumflex) 和左前降枝(LAD: LeftAnterior descending Artery) 进而，对心肌供给血液的任意的血
管内的血液成为标记的对象。图6表示在图3所示的摄像条件设定部40中设定的标记区域的第一个例子。如图6所示，由从大动脉分支的LMT、RCA、LCX> LAD向心肌供给血液。 因此，如图6所示，能够在标记区域设定包括从大动脉到LMT的出口和从大动脉到RCA 的出口在内的层块。另外，当在成像区域设定心肌部分时，能够强调来自在BBTI后经由 LMT或RCA到达心肌的血液的信号来进行成像。图7表示在图3所示的摄像条件设定部40中设定的标记区域的第二个例子，图 8表示在图3所示的摄像条件设定部40中设定的标记区域的第三个例子。如图7所示，通过调整选择层块的方向或者设定局部激励用的层块，从而能够 设定仅包括RCA在内的标记区域。同样，如图8所示，能够在标记区域设定仅包括LMT在内的层块。通过这样选 择性地标记特定的血管，能够确定从被标记的血管供给的血液在心肌内的范围。相反， 还能够确定对心肌的特定区域供给血液的血管。并且，同样，还能够将包括LCX或LAD 在内的层块设定为标记区域。图9表示在图3所示的摄像条件设定部40中设定的标记区域的第四个例子。如图9所示，除了大动脉上的层块之外，还能够在标记区域设定用斜线部表示 的心室内的层块来标记血液。由此，能够使被标记的血液的团注性持续，能够将被标记 的血液更长地供给到心肌内。心室内的层块能够通过二维(2D two-dimensional)局部激 励、或者二维局部激励与三维层块激励的组合来进行选择激励。图10表示在图3所示的摄像条件设定部40中设定的标记区域的第五个例子，图 11表示在图3所示的摄像条件设定部40中设定的标记区域的第六个例子。如图10所示，还能够将表示右心室、左心室和左心房这三个腔室的断面中的三 腔室视图(In and Out Flow View)图像作为定位图像(Scout图像)来设定标记区域。在该 情况下，能够更容易且准确地将包括心基部(basal)侧的冠状动脉的出口在内的层块设定 为标记区域。此处，当标记区域的宽度窄时，被标记的血液的量也少，相应地，被标记的血 液的到达距离变短，存在没有足量的被标记的血液到达成像区域的情况。因此，如图11所示，在三腔室视像中，也可以以不包括成像部分的方式广 泛地设定标记区域(的宽度)。在该情况下，标记的血液量增加，被标记的血液的到达距 离也变长，因此，能够设定更长的BBTI。
三腔室视像能够通过公知的方法获得。具体而言，例如通过反复进行某线 ROI上的定位图像的收集以及收集到的定位图像上的线ROKregion ofinterest)的设定，能 够获得三腔室视像。在三腔室视像的收集中使用2D SSFP序列等。图12表示在图3所示的摄像条件设定部40中设定的标记区域的第七个例子。如图12所示，还能够将与被检体和心脏的矢状面平行且包括冠状动脉在内的 3D-MRA图像作为定位图像显示来设定标记区域。在该情况下，能够目视确认冠状动脉 分支的情况，因此，能够更容易且准确地将包括冠状动脉的出口在内的层块设定为标记 区域。冠状动脉的3D-MRA图像数据若为在憋气过程中能够收集的厚度Thl薄的图像 数据，则能够以更短的时间收集。相反，若伴随降低上述呼吸引起的运动的影响的校正 而在自然呼吸下收集冠状动脉的3D-MRA图像数据，则能够收集设定标记区域用的更广 范围的定位图像。例如可以如图12所示，在立体显示的3D-MRA图像上，标记区域设定为具有有 限的厚度Th2的层块或者具有无限的厚度的区域。或者，可以在从3D-MRA图像数据得 到的最大值投影(MIP : maximumintensity projection)图像数据等投影图像数据上，标记 区域设定为具有有限的厚度的层块或者具有无限厚度的区域。作为另一个例子，也可以 在从3D-MRA图像数据得到的、某适当断面处的3D-MRA图像数据上设定标记区域。图4表示t-SLIP法中通过Flow-Out法进行成像的情况的示例，但也可以通过 Flow-In法或On-OffAlternative差分法进行成像。如图4所示，Flow-Out法是如下方法通过施加180°区域非选择IR脉冲抑制 心肌的信号，另一方面，在冠状动脉附近的标记区域中通过180°区域选择IR脉冲标记 的血液在灌注(perfose)到心肌的定时收集成像数据。其中，在Flow-Out法中，也可以 将180°区域非选择Hl脉冲设为Off。FlOW-In法是将180°区域非选择IR脉冲设为Off、对包括心肌的成像区域仅施 加180°区域选择IR脉冲的方法。在该方法中，在施加180°区域选择:[R脉冲后流入 成像区域的血液以能够从激励状态的其它部分识别的方式进行成像。这是因为，在施加 180°区域选择[R脉冲后流入成像区域的血液处于不受180°区域选择IR脉冲的影响的状 态(非激励状态)。On-Off Alternative差分法是将On图像和Off图像的差分图像数据作为血流图
像数据生成的方法。On图像与Flow-out法同样，是在冠状动脉附近的标记区域中通过 180°区域选择IR脉冲标记的血液在流入心肌的定时收集数据而得到的图像。Off图像是 不施加180°区域选择IR脉冲(其它的摄像条件与On图像的情况基本相同)收集数据得 到的图像。在On-Off Alternative差分法中，能够选择性地提取来自标记血液的信号，并 根据提取的血液信号生成血流图像数据。另外，与在结束了生成血流图像数据所需的所有的On图像的数据收集后，进行 所有的Off图像的数据收集的情况相比，期望针对每个片编码量交替地进行On图像的数 据收集和Off图像的数据收集。这是因为，后者的On图像和Off图像之间的摄像时刻的 间隔短，所以受被检体的运动的影响(motion artifact:运动假影)变小。进而，改变t-SLIP法中的BBTI，在摄像条件设定部40中设定用于收集与多个BBTI对应的血流图像数据的摄像条件。即，在摄像条件设定部40中设定相互不同的多 个BBTI作为摄像条件。并且，如上所述，在数据收集的定时不同的BBTI期间，在摄像条件设定部40 中以成为相同或更接近的心时相的方式设定适当的自R波的脉冲序列的延迟时间tdl、 td2。对于该延迟时间tdl、td2的设定，可以根据上述理论在摄像条件设定部40中自动 地进行，也可以通过从输入装置33将信息输入摄像条件设定部40中来手动地进行。脉冲序列的延迟时间tdl可以如图4和图5所示，为从R波到180°区域非选择 IR脉冲的时间，但也可以使用脉冲序列上的其它基准设定延迟时间tdl。另外，也可以不 是自R波的延迟时间tdl，而是将对其它数据收集定时产生影响的时间条件调整为脉冲序 列的延迟时间。例如，也可以将从R波的定时到180°区域选择IR脉冲的施加定时的时 间(图4中的tdl+ΔΤ)设为延迟时间。在该情况下，可以根据BBTI自动或手动地决定 适当的延迟时间。例如，在第一 BBTI为1200ms (milli-second)、从R波的时刻到180°区域选择 IR脉冲的施加时刻的迟延时间(tdl+ΔΤ)为400ms的情况下，数据收集的开始定时为从 R波的时刻经过1600ms之时。因此，若在第二 BBTI为1400ms的情况下，将从R波的 时刻到180°区域选择IR脉冲的施加时刻的延迟时间(tdl+Δ T)设定为200ms，则能够将 数据收集的开始定时设定为同一心时相。按照上述计算方法，能够通过改变BBTI后的各序列自动计算各序列中的延迟时 间tdl等摄像条件，以使数据收集的开始定时的心时相一致。该自动计算只要根据BBTI 值被选择为基准的序列中的BBTI或TI等时间参数的值、和优先使用ΔΤ等时间参数中 的某一个来决定其它序列(BBTI的值为基准以外的序列)的摄像条件的优先条件来进行 即可。由此，仅通过设定BBTI值被选择为基准的序列中的各时间参数的值和上述优先条 件，就能够自动设定与其它BBTI对应的序列的各时间参数的值。若按照这种自动设定， 则使用者应设定的摄像条件少也没关系，因此，有助于操作性的提高。BBTI在Flow-Out法和On_Off Alternative差分法中，相当于被标记的血液的移 动时间。并且，在Flow-In法中，相当于未被激励的血液的移动时间。即，BBTI与流 入成像区域的血液的移动时间对应。因此，若改变BBTI来进行成像，则能够收集血液 的到达位置不同的多个血流图像。作为具体例，BBTI设定为600ms、800ms、1000ms、 1200ms ο在这里，对TI和BBTI的设定方法进行说明。摄像参数决定部40B具备设定TI和BBTI的功能。TI和BBTI可以分别单独地 设定，也可以分别通过预扫描确定。另外，这里的“预扫描”和后述的“prep扫描”是 以从施加片选择脉冲等数据收集所需的脉冲起到通过图像重构处理生成图像数据为止的 动作的意思来使用。在预扫描条件设定部40A中设置有如下功能设定用于决定TI的预扫描即 ΤΙ-prep扫描用的摄像条件的功能；以及设定用于决定BBTI的预扫描即BBTI-prep扫描 用的摄像条件的功能。图13是说明在图3所示的摄像条件设定部40中设定为摄像条件的TI和BBTI的 决定方法的图。
在图13中，横轴表示经过时间t。如图13(A)所示，设定以不同的η个TI (TI1、 ΤΙ2、ΤΙ3、…、Tin)进行多次数据收集的Tl-prep扫描的摄像条件。Tl-prep扫描的数据 收集序列可以为能够用作成像序列的FASE序列等任意的序列。其中，Tl-prep扫描的数 据收集序列期望为与成像序列相同的序列。并且，为了缩短数据收集时间，期望Tl-prep 扫描的数据收集序列为2D序列。进而，当执行Tl-prep扫描而生成血流断面图像时，如图13(B)所示，得到与不 同的TI对应的血流断面图像I(TIl)、I(TI2)、Ι(ΤΙ3)、…、I (Tin)。因此，当从多个 血流断面图像I(TI1)、I(TI2)、Ι(ΤΙ3)、…、I(TIn)中选择对比度最好的血流断面图像 I(TIopt)时，能够决定适当的Tlopt。S卩，能够从输入装置33将TI值的决定信息作为血 流断面图像的选择信息输入到摄像参数决定部40B。但是，也可以在摄像参数决定部40B中设计通过阈值处理等数据处理自动地选 择对比度好的血流断面图像的功能。同样，如图13(C)所示，设定以不同的m个BBTI(BBTI1、BBTI2、 BBTI3、 …、BBTIm)进行多次数据收集的BBTI-prep扫描的摄像条件。BBTI-prep
扫描的数据收集序列也可以为能够用作成像序列的FASE序列等任意的序列。其中， BBTI-prep扫描的数据收集序列期望为与成像序列相同的序列。并且，为了缩短数据收 集时间，期望BBTI-prep扫描的数据收集序列为2D序列。进而，当执行BBTI-prep扫描而生成血流断面图像时，如图13(D)所示， 得到与不同的BBTI对应的血流断面图像I(BBTIl)、I(BBTI2)、I(BBTI3)、 …、 I(BBTIm)。 因此，当从多个血流断面图像I(BBTIl)、I(BBTI2)、I(BBTI3)、 …、 I(BBTIm)中选择流入成像区域的血液的移动距离成为适当的距离的范围中的多个血流断 面像I(BBTIst)、…、I(BBTIend)。根据该选择，能够决定适当范围的BBTIst、…、 BBTIend0即，能够将作为血流断面图像的选择信息的多个BBTI值或BBTI值的初始 值、终值以及变更幅度的决定信息从输入装置33输入到摄像参数决定部40B。作为具体例子，可以按照以IOOms的刻度幅度改变从IOOms到2000ms的范围 后的多个BBTI值执行二维的成像，并决定以200ms的刻度幅度改变从600ms到1200ms 的范围后的多个BBTI值用于成像。这样，成像中的BBTI值的变更幅度也可以根据 BBTI-prep扫描中的BBTI值的变更幅度来变更。BBTI-prep扫描的摄像断面优选心脏的任意长轴面或以长轴为中心而旋转的多个 长轴面，以便容易通过BBTI-prep图像目视确认根据BBTI标记的血液所到达的长轴方向 的心肌断面位置。即，从决定适当的BBTI及其变更范围的观点来说，BBTI-prep图像优 选为与用于设定标记区域的定位图像相同、或者与该定位图像平行的断面的2D图像。进而，如图13(E)所示，能够以适当的TI(TIopt)和多个BBTI(BBTIst、 …、 BBTIend)为摄像条件来执行3D成像。适当的TI值和多个BBTI值根据被检体的年龄、性别、体重、身高、病变部位的 发展程度、摄像部位等条件而不同。因此，也可以根据经验针对上述每个条件求出适当 的TI值和/或适当的多个BBTI值，并对它们进行数据库化。即，可以在摄像参数保存 部40C中保存表示针对被检体的每个条件的适当的TI值和/或适当的多个BBTI值的表 数据。
在该情况下，当通过输入装置33的操作将表示被检体的条件的信息输入摄像参 数决定部40B时，摄像参数决定部40B能够参照摄像参数保存部40C中的表数据并获得 与输入的条件对应的适当的TI值和/或适当的多个BBTI值。这样，即使不进行Tl-prep 扫描和/或BBTI-prep扫描，也能够决定与被检体的条件对应的适当的TI值和/或适当 的多个BBTI值。接着，对计算机32的其它功能进行说明。序列控制器控制部41具有如下功能根据来自输入装置33的摄像开始指示信 息从摄像条件设定部40获得包括脉冲序列在内的摄像条件，并向序列控制器31提供该摄 像条件，由此，对序列控制器31进行驱动控制。并且，序列控制器控制部41具有如下 功能从序列控制器31接受原始数据，并将其配置在形成于k空间数据库42的k-space 中。血流图像制成部43具有如下功能从k空间数据库42取入k空间数据，进行包 括FT在内的图像重构处理和必要的图像处理，由此，生成与不同的BBTI对应的多个血 流图像数据。并且，血流图像制成部43具有如下功能将所生成的血流图像数据写入图 像数据库44。例如、在利用On-OffAltemative差分法进行成像的情况下，在血流图像制成部 43中进行通过180°区域选择IR脉冲进行标记得到的On图像数据和不进行标记得到的 Off图像数据的差分处理。另外，在进行RMC等由呼吸引起的运动校正的情况下，为了除去呼吸引起的运 动的影响，在血流图像制成部43中进行在与呼吸引起的运动量对应的位移量下的k空间 数据相位校正和血流图像数据的位置校正。由呼吸引起的运动量能够作为例如对用于呼 吸水平检测而收集的MPP等k空间数据进行FT而得到的实空间数据距基准值的变动量而 求出。另外，血流图像制成部43具有如下功能从通过k空间数据的图像重构处理而 得到的图像数据，除去来自组织的信号成分，由此，进行仅将血流信号成分作为血流图 像数据而提取的校正处理。图14是说明在血流图像制成部43中从图像数据除去血液以外的信号成分而生成 血流图像数据的处理的图。在图14(A)、(B)中，横轴表示BBTI的长度(second)，纵轴表示图像数据的信 号强度S。如图14(A)所示，当绘制针对每个BBTI的图像数据的信号值时，组织和未 被标记的血液中的纵向磁化成分Mz恢复，因此，随着BBTI增大，图像数据的信号强度 S也增大。即，BBTI越大，来自背景的信号成分重叠得越多，血液信号的基线变化越 大。因此，为了更准确地求出血流图像数据的信号强度，期望从图像数据除去背景的成 分，由此，进行提取来自被标记的血液的信号成分的基线校正。因此，在血流图像制成部43中具备如下功能对图像数据实施基线校正，从而 生成图14(B)所示的血流图像数据。基线校正可以通过从图像数据中除去被标记的血液 以外的背景成分而进行。另外，也可以代替图像数据，对图像重构前的k空间数据进行 基线校正。背景成分的信号值可以通过成像或纵向磁化成分Mz的TI恢复曲线的模拟而 求出。
作为用于求出背景成分的信号值的成像，例如可以列举如下方法施加使背景 部分的纵向磁化成分Mz反转的180°区域非选择IR脉冲，另一方面，不施加血液的标记 用的180°区域选择IR脉冲。或者，也可以在数据收集定时中，通过将被标记的血液不 流入成像区域这样的区域作为标记区域的成像来获得背景成分的信号值。并且，若仅对 于需要基线校正的成像区域的一部分，通过成像获得背景成分的信号值，则有助于摄像 时间的缩短和数据处理量的降低。血流信息制成部45具备如下功能从图像数据库44读取与不同的BBTI对应的 多个血流图像数据，进行基于多个血流图像数据的心功能解析，并制成以期望的表现方 法表示心肌中的心功能的血流信息作为心功能解析结果，且将该血流信息显示在显示装 置34上。作为血流信息的显示例子，可以列举出并列显示与不同的BBTI对应的多个血 流图像的示例。这样，由于BBTI相当于血流供给到成像区域的时间，因此，越是与大 的BBTI对应的血流图像，越是成为流入成像区域内的被强调的血液移动更长的距离的图 像。即，能够与各BBTI对应地显示血液的移动距离不同的多个血流图像。另外，还能够像按照BBTI值的顺序连续地切换显示血流图像的电影图像数据那 样，将具有时间轴的血流图像数据制成为血流信息。在该情况下，能够以血流在心肌内 缓缓流动的方式显示血流图像。并且，也可以将任意的心肌断面位置处的针对每个BBTI的血流图像数据的分布 作为血流信息制成。图15是表示在图3所示的血流信息制成部45中制成的血流图像数据的分布的一 例。图15(A)表示心肌的短轴断面图像，图15(B)表示设定于图15(A)所示的心肌的短 轴断面图像上的线ROKregion ofinterest)上的血流图像数据的分布。即，图15(B)的横 轴表示心肌短轴断面位置，纵轴表示血流图像数据的信号强度。如图15(A)所示，心肌由内膜和外膜覆盖，在心肌内形成有左心室。并且，右 心室与左心室相邻。当在这样的心肌断面处制成短轴方向的分布时，可得到图15(B)所 示的数据。由于心肌内的血流量比左心室内和右心室内的血流量少，所以如图15(B)所 示，心肌内的血液信号的强度相对变小。如图15(B)所示的分布能够针对每个BBTI制 成。图16表示在图3所示的血流信息制成部45中制成与不同的多个BBTI对应的血 流图像数据的分布的示例。在图16中，各纵轴表示血流信号的强度，各横轴表示心肌的 短轴方向位置。例如如图16(A)、(B)、(C)、(D)所示，能够制成将BBTI改变成600ms、 800ms、1000ms、1200ms的情况下的各血流图像数据的分布。进而，对于期望的心肌断
面，能够并列显示与多个BBTI对应的血流图像数据的各分布，并能够对这些分布情况彼 此进行比较。流入成像区域的血液从心肌的外膜进入心肌内，从内膜流入左心室内。因此， 如图16(A)、(B)、(C)、(D)所示，伴随BBTI的增加，外膜附近的信号强度逐渐增 加，然后，通过血液向内膜侧的移动，内膜附近的信号强度增加。这样，能够将血液因 BBTI的变化而在心肌内移动的情况作为心肌内的血液信号的强度的时间变化进行观察。并且，能够掌握血液信号的分布。该血流图像数据的分布也可以不是期望的心肌断面，而是以三维方式制成来进 行显示。即，能够将具有在心肌断面上交叉的两个轴向的各值(例如X坐标和y坐标) 以及信号值S这三个参数的分布以环状显示为立体图。由此，能够容易地掌握信号强度 相对低的部位。并且，还能够进行血流图像数据的符号反转处理而加亮显示低信号。于是，即 使梗塞部位等低信号部分为局部性的，也能够容易发现。另外，在以三维方式显示分布 的情况下，能够将低信号部位作为峰值进行观测。并且，在血流图像制成部43中不进行上述基线校正的情况下，在分布中，背景 信号成分重叠。因此，还能够以不同颜色和显示方法进行显示，以便能够识别分布中的 背景信号的成分和标记的流入血液的信号成分。另外，作为血流信息，还能够求出与不同的BBTI对应的血流图像数据之间的信 号差，并根据信号差确定心肌内的缺血部位和梗塞部位等病变部位。图17表示在图3所示的血流信息制成部45中识别显示根据与不同的BBTI对应 的血流图像数据之间的信号差确定的心肌的病变部位的示例。图17是将某心肌的短轴断 面分割为多个段、针对每个段显示与不同的BBTI对应的血流图像数据之间的信号差(信 号强度差)的血流信息图像。即，血流图像数据以非造影方式收集，因此，如图17所 示，能够以高分辨率对与不同的BBTI对应的血流图像数据之间的信号差进行亮度显示。 对于信号差，还能够使用与值对应的色彩针对每个段进行彩色显示。在该情况下，还可以针对每个三维血流图像数据的象素计算与不同的BBTI对应 的血流图像数据之间的信号差。由此，能够得到更高精度的血流信息。在针对每个象素 求出差分值时，显示段内的平均值等代表值即可。另外，也可以作为将不同的多个心肌断面的数据显示为同心状的一个图像的牛 眼(bull’ s eye)显示，显示血流图像数据之间的信号差。并且，还能够针对每个段显示 血流图像数据的信号值自身。例如，可以不施加180°区域选择:[R脉冲、即将收集为BBTI = O的血流图像数
据作为基准数据来求出与对应于各BBTI值的血流图像数据之间的信号强度的差分。于 是，能够得到与各时刻的血液的移动量对应的信号差分值。在正常部位，血液的供给量充足，因此，表示血液信号的变化的信号差分值成 为恒定的值以上。但是，在不供给血液的梗塞部位，血液信号不变化，因此，信号差分 值为零。并且，在血液的供给量少的缺血部位，血液信号的变化小，因此，信号差分值变小。因此，可以通过判定在各位置信号差分值是否为可视为零的值并确定信号差分 值可视为零的区域，来检测梗塞部分的范围。并且，通过判定在各位置信号差分值是否 为与缺血部位对应的阈值以下并确定信号差分值为阈值以下的区域，来检测缺血部分的 范围。检测到的梗塞部位和缺血部位等病变部位如图17所示的颜色1、颜色2的部分那 样，能够使用不同的图案等来识别显示。图17是为了方便而作为灰度的图进行显像的， 但对于图17所示的颜色1、颜色2的部分，也可以分配各不相同的色彩识别显示为病变部 位。
图18表示图17所示的横穿缺血部位的线ROI-A处的信号差，图19表示图17所 示的横穿梗塞部位的线ROI-B处的信号差。在图18和图19中，各纵轴表示与不同的BBTI对应的血流图像数据之间的信号 差分值AS，各横轴表示线ROI上的位置。如图18所示，在横穿缺血部位的线ROI-A上 的信号差分值的分布中，缺血部位处的信号差分值Δ S变小。并且，如图19所示，在横 穿梗塞部位的线ROI-B上的信号差分值的分布中，梗塞部位处的信号差分值Δ S为零。 进而，这样的信号差分值AS的曲线也可以作为血流信息显示。图20表示在图3所示的血流信息制成部45中能够选择显示心肌断面上的多根线 ROI上的与不同的BBTI对应的血流图像数据之间的信号差分值AS的示例。图20是将某心肌的短轴断面分割为多个段、并针对每个段显示与不同的BBTI 对应的血流图像数据之间的信号差的血流信息图像。如图20所示，能够将多根线 ROKROI-U ROI-2、ROI-3、…)可选择地设定在血流信息图像上。进而，当通过鼠 标等输入装置33的操作选择任意的线ROI时，能够如图18和图19所示那样显示所选择 的线ROI上的信号差分值AS的曲线。另外，作为牛眼(bull’ s eye)显示也可以显示多根线ROI。并且，当针对每个 段显示血流图像数据的信号值自身、并从多根线ROI选择期望的线ROI时，也可以显示 所选择的线ROI上的信号值的分布。另外，对于信号差分值AS的分布，可以与信号强 度的分布同样，进行三维的显示、符号反转显示以及背景信号成分的识别显示。另外，在求出与不同的BBTI对应的血流图像数据之间的信号差的情况下，重要 的是心肌断面的位置在成为差分对象的血流数据之间相对应。因此，如上所述，期望进 行血流图像数据的位置校正，以使数据收集定时的心时相在成为差分对象的血流图像数 据之间一致，同时，各血流图像数据上的心肌断面的位置相互一致。这是因为能够以更 高的精度得到血流信息。血流图像数据的位置校正可以在血流信息制成部45中进行。图21表示在图3所示的血流信息制成部45中进行血流图像数据之间的位置校正 时的基准位置。如图21所示，心肌由内膜和外膜覆盖，在心肌内形成有左心室。并且，右心室 与左心室相邻。在这种心肌的短轴断面图像上，在右心室和左心室的边界部分设定单一 或多个基准位置，并进行各血流图像数据的平行移动或旋转移动等位置校正，以使与不 同的BBTI对应的血流图像数据之间的基准位置更加一致，则能够更准确地得到信号差分 值等血流信息。另外，若如图21所示，设置两处基准位置，则能够容易地进行位置校 正，但也可以设置一处基准位置。(动作和作用)接着，对磁共振成像装置20的动作和作用进行说明。图22是在表示利用图2所示的磁共振成像装置20进行非造影MRA成像中获得 被检体P的心肌断面的血流信息并进行显示的动作的流程的流程图。在这里，作为一个 例子，对通过t-SLIP法和Flow-Out法进行成像的情况进行说明。首先，预先将被检体P放置在卧台37上，在由静磁场电源26励磁后的静磁场用 磁铁21 (超导磁铁)的摄像区域形成静磁场。并且，从勻场线圈电源28向勻场线圈22 供给电流，从而形成于摄像区域的静磁场被均勻化。
接着，在步骤Sl中，在摄像参数决定部40B中决定t-SLIP脉冲的TI和相互不 同的多个BBTI。TI和BBTI能够通过执行预扫描或检索保存在摄像参数保存部40C中的 数据库来决定。在通过预扫描决定TI和/或BBTI的情况下，按照图13所示的流程，在摄像条 件设定部40中设定预扫描用的摄像条件。进而，根据所设定的预扫描用的摄像条件， 在ECG同步下执行预扫描。另外，根据通过预扫描收集到的血流图像，决定TI和/或 BBTI。并且，在通过数据库的检索决定TI和/或BBTI的情况下，摄像参数决定部40B 从摄像参数保存部40C获得与经由输入装置33输入的条件对应的TI和/或BBTI。接着，在步骤S2中，在摄像条件设定部40中设定使用决定的TI和不同的多个 BBTI的t-SLIP序列(参照图4或图5)作为成像用的摄像条件。进而，根据所设定的摄 像条件，与来自ECG单元38的ECG信号同步地以非造影方式执行成像。具体而言，当从输入装置33对序列控制器控制部41给予摄像开始指示时，序列 控制器控制部41将从摄像条件设定部40获得的包括脉冲序列的摄像条件输入到序列控制 器31。序列控制器31根据该输入的脉冲序列，与来自ECG单元38的ECG信号同步地 驱动倾斜磁场电源27、发送器29和接收器30，由此，在放置有被检体P的摄像区域形成 倾斜磁场，并且从RF线圈24产生RF信号。因此，由被检体P内部的核磁共振产生的NMR信号由RF线圈24接收并提供给 接收器30。接收器30从RF线圈24接收NMR信号而生成原始数据。接收器30将生 成的原始数据提供给序列控制器31。序列控制器31将原始数据提供给序列控制器控制部 41，并且序列控制器控制部41将原始数据作为k空间数据配置在形成于k空间数据库42 的k空间中。另外，根据需要执行RMC，根据基于MPP获得的由呼吸引起的运动量校正数据 收集区域。接着，在步骤S3中，血流图像制成部43从k空间数据库42取入k空间数据， 并对其实施图像重构处理，由此，生成与不同的BBTI对应的多个图像数据。并且，在进 行RMC的情况下，根据需要，根据基于MPP获得的由呼吸引起的运动量校正k空间数据 的相位或图像数据的位置。接着，在步骤S4中，血流图像制成部43对图像数据进行差分处理等必要的图像 处理，由此，生成与不同的BBTI对应的多个血流图像数据。生成的血流图像数据保存在 图像数据库44中。另外，根据需要，通过血流图像制成部43对图像数据实施除去基于 背景部分的TI恢复(纵弛豫)而得的信号成分的基线校正。但是，也可以对图像重构处 理前的k空间数据进行基线校正。接着，在步骤S5中，血流信息制成部45根据与不同的BBTI对应的多个血流图 像数据制成关于心肌断面的血流信息，并将制成的血流信息显示在显示装置34上。例 如，作为血流信息，在显示装置34上显示与不同的BBTI对应的多个血流图像、图16所 示的心肌断面处的信号强度的分布、图17所示的表示与不同的BBTI对应的血流图像数 据之间的信号差分值的心肌断面处的段图像、图18和图19所示的信号差分值的曲线。并 且，根据需要，使用图21所示的设置于右心室和左心室的边界处的基准位置实施血流图 像数据的位置校正。
因此，使用者容易发现心肌内的缺血部位和梗塞部位等病变部位，并能够掌握 病变部位的范围。以上构成的磁共振成像装置20在缺血部位和梗塞部位的心脏检查中能够以非造 影方式获得心肌部分中的血流信息。具体而言，磁共振成像装置20以能够识别来自流入 设定于心肌部分的成像区域的血液的信号的方式进行区域选择激励，并改变从区域选择 激励到数据收集的时间，由此，生成血液的流入距离不同的多个血流图像。另外，磁共振成像装置20根据血液的移动距离不同的多个血流图像数据求出 心肌断面处的血液信号的强度的分布和血液信号的差分值等血流信息，并显示该血流信 息。由此，能够确定缺血部位和梗塞部位。(效果)因此，根据磁共振成像装置20，除了不需要使用钆系造影剂之外，由于数据收 集时间没有限制，因此还能够以高分辨率进行摄像。具体而言，在磁共振成像装置20 中，由于进行3D摄像，所以与闪烁扫描法和以往的通过MRI进行的Prefosion(灌注)检 查相比，能够得到数倍的面内分辨率。因此，血液信号的分布的分辨率提高，能够以更 高的分辨率对心肌的缺血部分和梗塞部位进行显像。并且，能够通过t-SLIP等标记显像出血液的自然流动。因此，能够得到任意时 刻的血流图像和血液信号的图(map)。另外，根据血流图像上的血液是否移动和血液信 号的时间变化量，能够检测出缺血部位和梗塞部位等病变部位。在该情况下，能够使用 彩色(色彩)识别显示病变部位的范围。另外，不需要药剂负荷和运动负荷等负荷附加。也不使用钆系造影剂，因此， 安全性高。并且，例如通过将t-SLIP 法的 BBTI 设定为 300ms、500ms、800ms、1000ms,
能够得到微小血管分布图像(Micro-vascularity)。进而，通过显示血液信号的分布或牛眼 (bull’ s eye)显示血液信号差，从而能够观察微小血管分布。并且，根据磁共振成像装置20，能够以非造影方式进行心肌的缺血检查，因 此，能够将磁共振成像装置20有效应用于多种方法健康检诊的筛选检查等。(变形例)1、第一变形例在上述的实施方式中，作为用于识别来自流入成像区域的血液的信号的区域选 择激励脉冲，示出了施加180°区域选择IR脉冲的示例。本发明不限于所述实施方式。 作为区域选择激励脉冲，也可以施加90°饱和(saturation)脉冲。在施加90°饱和脉冲 作为区域选择激励脉冲的情况下，从90°饱和脉冲的施加定时到数据收集开始定时的时 间间隔设定为与施加180°区域选择IR脉冲作为区域选择激励脉冲的情况(参照图4、图 5)不同的值。例如，若将心肌整体作为成像区域，改变自数据收集开始定时的间隔，将 90°饱和脉冲施加在与成像区域相同的区域，则能够从成像区域外选择性地强调来自流 入成像区域内的非饱和状态的血液的信号来进行成像。并且，例如也可以不施加180°区域非选择IR脉冲，使用锯齿脉冲(Notched Pulse)对仅偏离心脏的大动脉的区域(例如图6或图9中的标记区域以外的区域)施加 90°饱和脉冲，然后，进行数据收集。在该情况下，在锯齿脉冲的施加区域中，血液的纵向磁化成分Mz为零，因此能够抑制背景的信号水平。同时，未受到锯齿脉冲的大动脉 的血液的纵向磁化成分Mz与静磁场方向相同为1，因此，以高信号电平流入成像区域， 因此，能够以适当的定时进行数据收集，由此能够进行识别。2、第二变形例在上述实施方式中，示出了对被检体未施加运动负荷和药剂负荷进行成像的示 例。本发明不限于所述实施方式。也可以对被检体施加运动负荷和药剂负荷的一方或双 方来进行成像。另外，还可以执行对被检体施加运动负荷和药剂负荷的一方或双方的成 像以及不施加的成像，以能够比较所得到的各血流图像的方式并列显示这些血流图像。 并且，还可以通过对被检体施加负荷而收集到的血流图像数据和不对被检体施加负荷而 收集到的血流图像数据之间的差分处理，来生成并显示诊断用的血流图像数据。进而， 能够通过这种比较显示和差分显示来良好地进行诊断。3、其它变形例如在图4和图5中说明的那样，对以ECG信号的(R波)为同步信号来设定脉 冲序列的示例进行了说明。本发明不限于所述实施方式。也可以获得上述的脉波同步 (PPG peripheral pulse gating)信号或心音同步信号，并基于此设定脉冲序列。在上述的实施方式中，对将成像区域设定为心脏的示例进行了说明，但也可以 将成像区域设定为头部、肾脏、肝脏等心脏以外的脏器来收集血流图像。
权利要求
1.一种磁共振成像装置，其特征在于，具备成像数据收集部，该成像数据收集部通过多次施加用于对流入到包括心肌在内的成 像区域的血液进行识别显示的区域选择激励脉冲，并改变从上述区域选择激励脉冲的施 加定时到成像数据的收集定时为止的时间，由此与心搏同步地以非造影方式从上述成像 区域收集与上述流入的血液的相互不同的移动时间对应的多个三维成像数据；血流图像生成部，该血流图像生成部根据上述多个成像数据来生成与上述相互不同 的血液的移动时间对应的多个血流图像数据；以及心功能解析部，该心功能解析部根据上述多个血流图像数据获得表示上述心肌的心 功能的血流信息。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，上述心功能解析部构成为将分别与上述多个血流图像数据对应的多个血液信号强度 的分布作为上述血流信息生成。
3.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其中，上述心功能解析部构成为生成上述多个血液信号强度的三维分布。
4.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，上述心功能解析部构成为将如下的血流信息图像生成为上述血流信息该血流信 息图像是用于将上述多个血流图像数据中任意的血流图像数据在期望的断面处的信号强 度、或者上述多个血流图像数据之间的在期望的断面处的信号强度差分割为多个段进行 显示的图像。
5.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，上述心功能解析部构成为将用于根据上述多个血流图像数据之间的信号强度差来识 别显示病变部位的断面图像数据作为上述血流信息生成。
6.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，上述心功能解析部构成为将表示上述多个血流图像数据中任意的血流图像数据在期 望的线状关心区域上的信号强度的分布的曲线、或者表示上述多个血流图像数据之间的 在期望的线状关心区域上的信号强度差的分布的曲线作为上述血流信息生成。
7.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其中，上述心功能解析部构成为将表示从设定于心肌断面上的多个线状关心区域中选择出 的关心区域上的期望的血流图像数据的信号强度的分布的曲线、或者表示上述多个血流 图像数据之间的信号强度差的分布的曲线作为上述血流信息生成。
8.根据权利要求7所述的磁共振成像装置，其中，上述心功能解析部构成为使用在与上述多个血流图像数据对应的各心肌断面中设定 于右心室和左心室的边界部分的基准位置进行上述多个血流图像数据的位置校正，并计 算上述位置校正后的上述多个血流图像数据之间的信号强度差。
9.一种磁共振成像装置，其特征在于，具备成像数据收集部，该成像数据收集部对心脏的包括大动脉的至少一部分的区域施加 用于对流入到包括心肌在内的成像区域的血液进行识别显示的区域选择激励脉冲，并以 非造影方式从上述成像区域收集至少一个成像数据；和血流信息生成部，该血流信息生成部根据上述成像数据来生成至少一个血流图像数据。
10.根据权利要求9所述的磁共振成像装置，其中，要收集的上述成像数据和要生成的上述血流图像数据分别为多个， 上述成像数据收集部构成为通过多次施加上述区域选择激励脉冲，并改变从上述 区域选择激励脉冲的施加定时到多个上述成像数据的收集定时为止的时间，由此与心搏 同步地收集分别与上述流入的血液的相互不同的移动时间对应的多个三维的上述成像数 据，上述血流信息生成部构成为根据收集到的多个上述成像数据来生成分别与上述相互 不同的移动时间对应的多个上述血流图像数据。
11.根据权利要求10所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为在上述心脏的舒张期收集多个上述成像数据。
12.根据权利要求10所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为以在期望的心时相收集多个上述成像数据的方式自动 设定至少一个心电同步的延迟时间，并伴随所设定的上述延迟时间收集多个上述成像数据。
13.根据权利要求12所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为按照收集与上述流入的血液的作为基准的移动时间对应 的成像数据的脉冲序列的条件、和在确定脉冲序列的基础上优先使用哪个时间参数的条 件，自动设定收集与上述流入的血液的其它移动时间对应的成像数据的脉冲序列中的、 心电信号距基准波的延迟时间。
14.根据权利要求10所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为施加标记脉冲作为上述区域选择激励脉冲。
15.根据权利要求10所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部改变用作上述区域选择激励脉冲的TimeSpatial Labeling InversionPulse法也就是时空标记反转脉冲法的区域选择反转恢复脉冲的黑色血液移动时间，来收 集多个上述成像数据。
16.根据权利要求15所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为在至少一个上述成像数据的收集中，以使上述黑色血液 移动时间跨越多个心跳的方式进行设定并收集。
17.根据权利要求10所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为，施加饱和脉冲作为上述区域选择激励脉冲。
18.根据权利要求10所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为对不同于上述成像区域的区域施加作为上述区域选择激 励脉冲的标记脉冲，并收集用于识别显示通过上述标记脉冲标记的血液的多个上述成像 数据。
19.根据权利要求18所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为对包括冠状动脉的区域施加上述标记脉冲。
20.根据权利要求18所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为对包括右冠状动脉、左冠状动脉主干部、左回旋枝以及左前降枝中的一个但不包括其它三个的区域上施加上述标记脉冲。
21.根据权利要求18所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为对设定于心室内的层块施加上述标记脉冲。
22.根据权利要求18所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为对设定于显示右心室、左心室和左心房的定位图像上的 区域施加上述标记脉冲。
23.根据权利要求18所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为对根据上述心脏的矢状面中的冠状动脉的三维血管图像 数据设定的区域施加上述标记脉冲。
24.根据权利要求18所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为还对上述成像区域施加区域非选择反转恢复脉冲。
25.根据权利要求24所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为在施加上述区域非选择反转恢复脉冲和上述标记脉冲 后，还施加选择激励上述成像区域的成像区域选择反转恢复脉冲。
26.根据权利要求24所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为能够分别独立地可变设定从上述区域非选择反转恢复脉 冲的施加定时到多个上述成像数据的收集定时为止的反转恢复时间、和从上述标记脉冲 的施加定时到多个上述成像数据的收集定时为止的时间。
27.根据权利要求26所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为将流入上述成像区域的血液以外的血液的纵向磁化的绝 对值与上述心肌的纵向磁化的绝对值这两者为预定值以下的定时设定为多个上述成像数 据的收集定时。
28.根据权利要求27所述的磁共振成像装置，其中，上述血流图像生成部构成为通过使用多个上述成像数据的实部进行图像重构处理， 从而抑制来自流入上述成像区域的血液以外的血液的信号。
29.根据权利要求10所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为对上述成像区域施加上述区域选择激励脉冲，并收集用 于识别显示流入上述成像区域的血液的多个上述成像数据。
30.根据权利要求10所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为除了收集伴随上述区域选择激励脉冲的施加的多个上述 成像数据之外，还收集不伴随上述区域选择激励脉冲的施加的分别与上述不同的移动时 间对应的多个成像数据；上述血流图像生成部构成为根据伴随上述区域选择激励脉冲的施加而收集到的多个 上述成像数据与不伴随上述区域选择激励脉冲的施加而收集到的多个上述成像数据之间 的差分数据来生成多个上述血流图像数据。
31.根据权利要求10所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为在从上述区域选择激励脉冲的施加定时到成像数据的收 集定时为止的期间施加其它的区域选择激励脉冲。
32.根据权利要求10所述的磁共振成像装置，其中，所述磁共振成像装置还具备预扫描部，该预扫描部分别伴随上述区域选择激励脉冲的施加而改变从上述区域选 择激励脉冲的施加定时到数据收集定时为止的延迟时间来收集多个二维数据，并显示基 于上述多个二维数据的多个断面图像；以及摄像条件设定部，该摄像条件设定部根据输入信息从上述多个断面图像中选择至少 两个断面图像，并将与所选择的断面图像对应的上述延迟时间设定为从上述区域选择激 励脉冲的施加定时到多个上述成像数据的收集定时为止的时间。
33.根据权利要求10所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为对上述成像区域施加药剂负荷和运动负荷中的至少一方 来收集多个上述成像数据。
34.根据权利要求10所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为在对上述成像区域施加药剂负荷和运动负荷中的至少一 方的状态下将多个上述成像数据作为多个第一数据收集，并且在对上述成像区域不施加 药剂负荷和运动负荷的状态下将多个上述成像数据作为多个第二数据收集，上述血流图像生成部构成为根据多个上述第一数据与多个上述第二数据的差分数据 来生成多个上述血流图像数据。
35.根据权利要求10所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为在收集多个上述成像数据之前，收集用于测定由呼吸引 起的运动量的磁共振信号，并根据上述运动量校正上述成像区域。
36.根据权利要求10所述的磁共振成像装置，其中，上述成像数据收集部构成为在收集多个上述成像数据之前，收集用于测定由呼吸引 起的运动量的磁共振信号，上述血流图像生成部构成为伴随使用了上述运动量的运动校正而生成多个上述血流 图像数据。
37.根据权利要求10所述的磁共振成像装置，其中，上述血流图像生成部构成为伴随从多个上述成像数据除去与图像的背景对应的信号 成分的校正，来生成多个上述血流图像数据。
38.根据权利要求10所述的磁共振成像装置，其中，上述血流图像生成部构成为根据心电信号推定心跳的一个周期的期间，由此控制从 多个上述成像数据的收集前的上述心电信号中的最后的基准波的定时到多个上述成像数 据的收集定时为止的时间间隔。
39.—种磁共振成像方法，其特征在于，具有以下步骤对心脏的包括大动脉的至少一部分在内的区域施加用于对流入包括心肌在内的成像 区域的血液进行识别显示的区域选择激励脉冲，并以非造影方式从上述成像区域收集成 像数据的步骤；以及根据上述成像数据生成血流图像数据的步骤。
全文摘要
本发明提供一种磁共振成像装置和磁共振成像方法。磁共振成像装置具备成像数据收集部，该成像数据收集部对心脏的包括大动脉的至少一部分在内的区域施加用于对流入包括心肌在内的成像区域的血液进行识别显示的区域选择激励脉冲，并以非造影方式从上述成像区域收集成像数据；以及血流图像生成部，该血流图像生成部根据上述成像数据生成血流图像数据。
文档编号A61B5/055GK102018511SQ201010143450
公开日2011年4月20日 申请日期2010年3月17日 优先权日2009年9月18日
发明者久原重英, 宫崎美津惠 申请人:东芝医疗系统株式会社, 株式会社东芝