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：
实施方式涉及磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging =MRI)装置。
背景技术：
MRI装置是通过拉莫尔(Larmor)频率的RF (Radio Frequency 射频)脉冲 (pulse)磁激励在静磁场中放置的被检体的原子核自旋(spin)，并根据随着该激励而产生的磁共振信号来重构表示被检体内的图像的装置。而且，以往，有使用这样的MRI装置对血流进行摄像的方法(例如，参照专利文献1)。例如，作为通过非造影对血流进行摄像的方法的一例，存在ASL(Arterial Spin Labeling 动脉自旋标记)(例如，参照非专利文献1 5)。在ASL中，一般来讲，MRI装置通过生成在标签模式(tag mode)下摄像的标签图像与在控制模式(control mode)下摄像的控制图像的差分图像，从而生成消去了静止组织的仅血流成分的图像。这里所谓的标签模式是指例如，通过对经过摄像区域(图像化区域)的动脈的上游部分施加RF波，从而对流入摄像区域的血液附加被称为标签的标识(也称作标记 (label))，在施加RF波后经过了规定的标记后的等待时间(Inversion Time :TI)之后进行成像的摄像模式。此外，控制模式是指不进行通过对摄像区域的上游部分施加RF波来进行的流体的标识化，而是在经过了规定的等待时间之后进行磁共振数据(data)的收集的摄像模式。即，控制模式是非造影MRA(MR Angiography)的摄像模式中的标签模式以外的摄像模式。作为这样的控制模式，例如有不对流体附加标签地进行非造影摄像的方式，或者， 虽然对摄像区域内的流体附加标签，但是是对摄像区域的下游部分的流体附加标签的方式寸。此外，还有通过一边改变TI 一边反复执行ASL来生成血流的动态图像的方法。在该方法中，MRI装置按TI来生成标签图像和控制图像的对(pair)，按TI来生成仅包含血流成分的差分图像。这样，按多个TI成对地收集标签图像和控制图像并生成各图像的差分图像的方式在以下被称为“N-N差分方式”。此外，还有不生成标签图像和控制图像的差分图像，而是仅使用标签图像来生成血流图像的方法。例如，有被称为mIR(Multiple IR)法的方法(例如，参照非专利文献5 7)。在该方法中，MRI装置对摄像区域施加区域选择性的饱和脉冲(saturation pulse)之后多次施加区域非选择反转(Inversion Recovery IR)脉冲。而且，MRI装置在静止组织的纵磁化通过纵向弛豫而从负值恢复为零附近的时刻，开始磁共振数据的收集，由此生成抑制了静止组织的信号强度的血流图像。这样，通过使用I^R法，不生成差分图像而得到血流图像的方式在以下被称为“mIR无(less)差分方式”。
另外，还提出了在N-N差分方式中并用I^R法的方式(例如，非专利文献7参照)。 在该方法中，MRI装置在使用I^R法分别生成标签图像以及控制图像之后，生成标签图像和控制图像的差分图像。该方式在以下被称为“mIRN-N差分方式”。专利文献1 日本特开2009-56072号公报非专利文献1 Edelmann RR et al. Radiology 192:513-519(1994)非专利文献2:木村德典，“Modified STAR using asymmetric inversionslabs (ASTAR)法(二 J 3 侵襲血流 ^ 乂一夕 > 夕·'”，日磁医誌 2001 ；20 (8)， 374-385非专利文献3 =Kwong KK, Chesler DA, koffRM, Donahue KM, et al.，“ MR perfusion studies with Tl-weighted echo planar imaging. " , MRM(Mag. Reson. Med), 34 :878-887(1995)非专利文献4 =Dixon WT et al. , MRM, 18 :257(1991)非专利文献 5 :Non_enhanced Time-Resolved MRA using Inflow ArterialSpin Labeling,2009ISMRM, pp3486非专禾丨J 文献 6 Quantitative Dynamic MR Angiography using ASL basedTrueFISP. ,2009ISMRM, pp3635非专利文献7:Mani S et al.，MRM，37 :898-905 (1997)然而，在以往的N-N差分方式中，虽然能够高精度地消去静止组织，但存在摄像时间变长的问题。图15是表示以往的N-N差分方式中的相对于TI的信号变化的图。在图15 中，纵轴表示标签图像的信号强度6tag)，横轴表示Tl。如图15所示，在N-N差分方式中， 对应于TI的变化，标签图像中的静止组织的信号强度(图15所示的stationary)发生变化。此外，控制图像中的信号强度也与标签图像相同地变化。于是，为了高精度地消去静止组织，需要按TI来生成标签图像和控制图像的对，从而按TI生成差分图像。因此，在N-N 差分方式中，在相同的TI中需要进行2次数据收集(标签图像用的数据收集以及控制图像用的数据收集)，其结果，摄像时间变长。此外，在以往的WR无差分方式中，虽然由于仅使用标签图像来生成血流图像从而缩短了摄像时间，但存在为了能够高精度地消去静止组织而调整区域非选择顶脉冲的施加次数以及数据收集的开始定时(timing)很难的问题。通常，在摄像区域所包含的静止组织中包含有脂肪、脑脊髓液、白质、灰白质等多个种类的组织。但是，表示通过RF波的施加而被激励开始直到恢复为稳定状态为止的时间的纵向弛豫时间(Tl)因组织种类的不同而不同。因此，针对全部的种类的组织为了使纵磁化恢复为零(zero)附近的时刻一致而调整区域非选择顶脉冲的施加次数以及数据收集的开始定时是困难的。例如，在将区域非选择顶脉冲的施加次数设定为2次的情况下，脂肪等的Tl值短的组织容易残留。此外，也可以将区域非选择顶脉冲的施加次数设定为2次，使Tl值短的组织的信号强度变为零附近， 在该情况下，不能够使脑脊髓液等的TI长的组织的信号强度变为零附近。另外，通过将区域非选择顶脉冲的施加次数增加至3次以上也能够使多个种类的组织的信号强度变为零附近，但在该情况下会导致摄像时间变长。这样，在WR无差分方式中，若为了高精度地消去静止组织而调整区域非选择顶脉冲的施加次数以及数据收集的开始定时，而仅基于这样的调整的背景抑制存在着一定的极限。
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另外，上述问题不仅在对血流图像进行摄像的情况下存在，在对表示其他的流体 (例如，脑脊髓液等)的流动的流体图像进行摄像的情况下也同样存在。

发明内容
本实施方式的MRI装置具备数据收集部、图像重构部、基准图像生成部和流体图像生成部。数据收集部一边改变等待时间一边反复执行标签模式，该标签模式通过对摄像区域的至少上游部分施加RF波来进行流入该摄像区域的流体的标识化，从施加上述RF波起经过了规定的上述等待时间之后进行磁共振数据的收集。图像重构部根据通过上述标签模式收集到的磁共振数据，重构分别与多个不同的上述等待时间相对应的多个标签图像。 基准图像生成部根据上述多个标签图像生成基准图像。流体图像生成部生成上述多个标签图像的每一个与上述基准图像的差分图像作为流体图像。发明效果根据实施方式的MRI装置，能够缩短摄像时间，能够生成高精度地消去了静止组织的信号强度的流体图像。


图1是表示第一实施方式的MRI装置的整体构成的图。图2是表示第一实施方式的MRI装置的详细构成的功能框(block)图。图3是表示第一实施方式的计算机系统(system)的血流图像的生成顺序的流程图(flowchart)。图4是表示通过第一实施方式的摄像条件设定部设定的摄像条件的一例的时间图(time chart)。图5是表示图4所示的各脉冲的施加区域以及摄像区域的一例的图。图6是表示图4所示的饱和脉冲以及区域非选择顶脉冲的施加前后的纵磁化的时间变化的图。图7是用于说明第一实施方式的基准图像生成部所进行的基准图像的候补的选择的图。图8是用于说明第一实施方式的血流图像生成部所进行的血流图像的生成的图。图9是表示通过第一实施方式的变形例的摄像条件设定部设定的摄像条件的一例的时间图。图10是表示图9所示的各脉冲的施加区域以及摄像区域的一例的图。图11是表示第二实施方式的计算机系统的血流图像的生成顺序的流程图。图12是表示通过第二实施方式的摄像条件设定部设定的摄像条件的一例的时间图。图13是表示图12所示的各脉冲的施加区域以及摄像区域的一例的图。图14是表示实施方式的变形例的single tag&multi TI方式的信号强度的衰减的图。图15是表示以往的N-N差分方式中的相对于TI的信号变化的图。
具体实施例方式下面，参照附图来详细说明MRI装置的实施方式。另外，MRI的实施方式不限于以下所示的结构。例如，在以下所示的实施方式中说明了对血流图像进行摄像的情况，但对表示其他流体(例如，脑脊髓液等)的流动的流体图像进行摄像的情况也能够同样地实施本发明。本实施方式的MRI装置具备数据收集部、图像重构部、基准图像生成部和流体图像生成部。数据收集部通过将RF波提供给摄像区域的上游部分，或者将RF波仅施加给摄像区域，对上游部分和摄像区域内提供纵磁化的大小的差异。图像重构部根据上述数据收集部所收集的磁共振数据，重构分别与多个不同的上述等待时间对应的多个标记图像。基准图像生成部根据上述多个标记图像生成基准图像。流体图像生成部生成上述多个标记图像中的每一个与上述基准图像的差分图像作为流体图像。首先，说明与WR无差分方式有关的实施方式作为第一实施方式。图1是表示第一实施方式的MRI装置100的整体构成的图。如图1所示，该MRI装置100具备静磁场磁铁1、倾斜磁场线圈(Co i 1) 2、倾斜磁场电源3、诊视床4、诊视床控制部5、发送RF线圈6、发送部7、接收RF线圈8、接收部9、顺序控制器(sequencer) 10、ECG(Electrocardiogram 心电图)传感器(sensor) 21、ECG单元(unit) 22以及计算机系统30。静磁场磁铁1是形成为中空的圆筒形状的磁铁，在内部的空间产生均勻的静磁场。作为该静磁场磁铁1，使用例如永久磁铁、超传导磁铁等。倾斜磁场线圈2是形成为中空的圆筒形状的线圈，配置在静磁场磁铁1的内侧。该倾斜磁场线圈2组合与相互正交的X，Y，Z各轴对应的3个线圈而形成，这3个线圈从后述的倾斜磁场电源3独立地接受电流供给，产生沿X，Y，Z各轴磁场强度发生变化的倾斜磁场。 另外，Z轴方向设为与静磁场相同的方向。倾斜磁场电源3向倾斜磁场线圈2供给电流。这里，由倾斜磁场线圈2产生的X，Y，Z各轴的倾斜磁场例如与切片(slice)选择用倾斜磁场、相位编码(encode)用倾斜磁场Ge以及读出(readout)用倾斜磁场Gr分别对应。切片选择用倾斜磁场在任意决定摄像断面时利用。相位编码用倾斜磁场Ge在根据空间位置使磁共振信号的相位变化时利用。读出用倾斜磁场Gr在根据空间的位置使磁共振信号的频率变化时利用。诊视床4具备载置被检体P的上板(天板)4a,基于后述的诊视床控制部5所进行的控制，在载置了被检体P的状态下向倾斜磁场线圈2的空洞(摄像口)内插入上板如。 通常，该诊视床4设置为长度方向与静磁场磁铁1的中心轴平行。诊视床控制部5是基于控制部36所进行的控制来控制诊视床4的装置，驱动诊视床4，使上板如向长度方向以及上下方向移动。发送RF线圈6配置在倾斜磁场线圈2的内侧，从发送部7接受高频脉冲的供给而产生高频磁场。发送部7将与拉莫尔频率对应的高频脉冲发送给发送RF线圈6。接收RF线圈8配置在倾斜磁场线圈2的内侧，接收受到上述高频磁场的影响而从被检体P放射的磁共振信号。若该接收RF线圈8接收到磁共振信号，则将该磁共振信号向接收部9输出。接收部9根据从接收RF线圈8输出的磁共振信号来生成k空间数据。具体而言， 该接收部9对从接收RF线圈8输出的磁共振信号进行数字(digital)变换，从而生成k空间数据。该k空间数据利用上述切片选择用倾斜磁场(is、相位编码用倾斜磁场Ge以及读出用倾斜磁场 Gr，与 PE(PhaseEncode)方向、RO(Read Out)方向、SE(Slice Encode)方向的空间频率的信息建立了对应。然后，若生成了 k空间数据，则接收部9将该k空间数据向顺序控制器10发送。顺序控制器10根据从计算机系统30发送的顺序(sequence)信息，通过驱动倾斜磁场电源3、发送部7以及接收部9，进行被检体P的扫描。这里，顺序信息是指，定义了倾斜磁场电源3向倾斜磁场线圈2供给的电源的强度、供给电源的定时、发送部7发送给发送 RF线圈6的RF信号的强度、发送RF信号的定时、接收部9检测磁共振信号的定时等的、用于进行扫描(scan)的顺序的信息。另外，作为驱动倾斜磁场电源3、发送部7以及接收部9而扫描被检体P的结果，若从接收部9发送来了 k空间数据，则顺序控制器10将该k空间数据向计算机系统30转发。ECG传感器21附着在被检体P的体表，检测出被检体P的心搏、脉搏波、呼吸等的 ECG信号作为电信号。ECG单元22对ECG传感器21所检测出的ECG信号实施包括A/D变换处理、延迟处理在内的各种处理，生成选通(gate)信号，将所生成的选通信号发送至顺序控制器10。计算机系统30进行MRI装置100的整体控制。例如，计算机系统30通过驱动上述的各部分，进行数据收集、图像重构等。该计算机系统30具有接口(intrerface)部31、 图像重构部32、存储部33、输入部34、显示部35、以及控制部36。接口部31控制计算机系统30与顺序控制器10之间交换的各种信号的收发。例如，该接口部31对顺序控制器10发送顺序信息，从顺序控制器10接收k空间数据。若接收到k空间数据，则接口部31按被检体P将各k空间数据存储于存储部33。图像重构部32通过对存储于存储部33中的k空间数据进行后处理即傅里叶 (Fourier)变换等的重构处理，从而生成描画出被检体P的体内的图像数据。存储部33按被检体P存储通过接口部31接收到的k空间数据、由图像重构部32 生成的图像数据等。输入部34受理来自操作者的各种指示、信息输入。作为该输入部34，可以适当地使用鼠标(mouse)、跟踪球(tracliball)等指示设备(pointingdevice)，模式切换开关 (switch)等选择设备，或者键盘(keyboard)等输入设备。显示部35基于控制部36的控制，显示光谱数据(spectrum data)或者图像数据等各种信息。作为该显示部35，可以利用液晶显示器等的显示设备。控制部36 具有未图示的 CPU (Central Processing Unit)、存储器(memory)等，进行MRI装置100的整体控制。具体而言，该控制部36，或根据经由输入部34从操作者受理的各种指示生成顺序信息并将生成的顺序信息发送至顺序控制器10从而控制扫描，或控制根据作为扫描的结果而从顺序控制器10发送的k空间数据进行的图像的重构。根据这样的构成，在第一实施方式的MRI装置100中，顺序控制器10 —边改变TI 一边反复执行控制模式。另外，在第一实施方式中，顺序控制器10不进行通过向摄像区域 (图像化区域)的上游部分施加RF波而进行的血液的标识化，一边改变Tl，一边反复执行控制模式，该控制模式在对摄像区域施加了 RF波后从经过了规定的等待时间(以下，Tl)开始进行磁共振数据的收集。即，在第一实施方式中，顺序控制器10使向摄像区域内的血液附加标签的摄像模式成为控制模式。而且，计算机系统30根据通过控制模式收集到的磁共振数据，对分别与多个不同的TI对应的多个控制图像进行重构。此外，计算机系统30根据多个控制图像生成基准图像，生成多个控制图像的每一个与基准图像的差分图像作为血流图像。即，第一实施方式的MRI装置100使用按TI而生成的多个控制图像来生成基准图像，生成该基准图像和各控制图像的差分图像。这样，将生成按TI而生成的多个图像的每一个与从各图像中选择出的基准图像的差分图像的方式称为“N-1差分方式”。根据这样的 N-I差分方式，通过仅使用控制图像从而缩短了摄像时间。另外，通过生成差分图像，从而高精度地抑制了血流以外的静止组织的信号强度。因此，根据第一实施方式，缩短了摄像时间，并且能够生成高精度地消去了静止组织的血流图像。下面，进一步对第一实施方式的MRI装置100进行具体的说明。图2是表示第一实施方式的MRI装置100的详细构成的功能框图。图2示出了图1所示的顺序控制器10 以及计算机系统30。此外，图2示出了计算机系统30所具有的功能部中的接口部31、图像重构部32、存储部33、输入部34、显示部35以及控制部36。如图2所示，存储部33具有摄像参数(parameter)存储部33a、k空间数据存储部 33b、以及图像数据存储部33c。摄像参数存储部33a在设定了用于获得血流图像的摄像条件后存储必要的各种摄像参数。k空间数据存储部3 存储经由接口部31从顺序控制器10接收到的k空间数据。图像数据存储部33c存储由图像重构部32根据k空间数据进行了重构的图像。此外，控制部36具有摄像条件设定部36a、顺序控制器控制部36b、基准图像生成部36c、以及血流图像生成部36d。摄像条件设定部36a根据经由输入部34从操作者受理的各种指示以及由摄像参数存储部33a存储的摄像参数，设定摄像条件。顺序控制器控制部36b根据由摄像条件设定部36a设定的摄像条件来生成顺序信息，将所生成的顺序信息经由接口部31发送给顺序控制器10。此外，顺序控制器控制部36b 将经由接口部31从顺序控制器10接收到的k空间数据存储在k空间数据存储部33b。基准图像生成部36c根据存储在图像数据存储部33c的多个控制图像来生成基准图像。例如，基准图像生成部36c从控制图像中选择血液流入摄像区域之前的图像或者摄像区域内的血液的磁化完全弛豫之后的图像，根据所选择的图像来生成基准图像。血流图像生成部36d生成由图像重构部32重构的多个控制图像的每一个与由基准图像生成部36c生成的基准图像的差分图像来作为血流图像。此外，血流图像生成部36d 将生成的血流图像显示在显示部35上。接着，对第一实施方式的MRI装置100的血流图像的生成顺序进行说明。图3是表示第一实施方式的计算机系统30的血流图像的生成顺序的流程图。如图3所示，在第一实施方式中，若控制部30从操作者受理摄像的开始指示(步骤(st印)S11，“是”)，则执行以下所示的处理。首先，摄像条件设定部36a设定一边改变TI 一边反复执行控制模式的摄像条件 (步骤Si》。另外，在第一实施方式中，摄像条件设定部36a设定以下这样的摄像条件来作为控制模式的摄像条件通过对摄像区域施加区域选择性的饱和脉冲来对摄像区域内的血液附加标签，在从施加饱和脉冲起经过了规定的TI之后进行数据收集。图4是表示第一实施方式的摄像条件设定部36a所设定的摄像条件的一例的时间图。此外，图5是表示图4所示的各脉冲的施加区域以及摄像区域的一例的图。此外，图6 是表示图4所示的饱和脉冲以及区域非选择顶脉冲被施加前后的纵磁化的时间变化的图。如图4所示，例如，摄像条件设定部36a设定一边以TI1、TI2、TI3、TI4、-Tin的顺序改变TI 一边按反复时间Tr印eat反复执行控制模式(图4所示的control)的摄像条件。此时，摄像条件设定部36a例如在100(最短) 1600ms左右的范围内每IOOms设定 Tl。而且，在控制模式中，如图4所示，首先，对摄像区域施加区域选择性的饱和脉冲 SAT。这里，饱和脉冲SAT是90°脉冲。例如，如图5所示，假设对被检体P的头部设定了摄像区域41。另外，图5所示的箭头示出了向摄像区域41流入的血流。该情况下，例如，饱和脉冲SAT被施加于包含了摄像区域41的施加区域42。另外，饱和脉冲SAT的施加区域42 也可以与摄像区域41 一致。此外，施加饱和脉冲SAT的定时例如是根据由ECG单元22生成的选通信号来控制的。若施加饱和脉冲SAT，则位于施加区域42内的组织的磁化矢量(vector) 90°歪斜(倒扎)而纵磁化变为零。图6示出了与Tl = 250ms的脂肪(fat)、Tl = 800ms的白质(WM =White Matter)以及灰白质(GM =Gray Matter)、Tl = 3000ms 的脑脊髓液(CSF Cerebrospinal Fluid)、在施加区域42内受到了饱和脉冲SAT的影响的Tl = 1200ms的静止血液(stationary blood)、流入施力口区域 42 的 Tl = 1200ms 的血液(inflow blood)有关的纵磁化的变化。此外，图6示出了 TIl = 1200ms的情况。例如，如图6所示，若TI = 0施加饱和脉冲SAT，则各组织的纵磁化变为零。此后，随着时间的经过，摄像区域41内所包含的组织的纵磁化对应于各组织的Tl 而恢复。而且，在数据收集(图4所示的imaging)开始之前距离TInssl的时刻，第一个区域非选择IR脉冲nssIRl被施加。这里，区域非选择IR脉冲nssIRl是180°脉冲。例如图 5如所示，向摄像区域41和包含流入摄像区域41的血液的上游部分在内的施加区域43施加该区域非选择顶脉冲nssIRl。而且，若第一个区域非选择顶脉冲nssIRl被施加，则位于施加区域43内的组织的磁化矢量180°反转从而变为负值。例如，如图6所示，在TIl = 1200ms之前距离TInssl 的时刻，若施加了区域非选择顶脉冲nSdRl，则各组织的纵磁化反转从而变为负值。此后，随着时间的经过，摄像区域41内所含的组织的纵磁化对应于各组织的Tl而恢复。而且，在数据收集(图4所示的imaging)开始之间距离TInSS2的时刻，第二个区域非选择IR脉冲nssIR2被施加。在此，区域非选择IR脉冲nssIR2是180°脉冲。该区域非选择顶脉冲nssIR2与第一个区域非选择顶脉冲nssIRl相同，向图5所示的施加区域43 被施加。而且，若第二个区域非选择顶脉冲nSSIR2被施加，则位于施加区域43内的组织的磁化矢量180°反转。这里，如图6所示，Ilnss2设定为在流入了饱和脉冲SAT的施加区域42的血液的纵磁化为负值且应抑制信号的其他组织的纵磁化变为正值的定时施加区域非选择顶脉冲nssIR2。由此，在施加了区域非选择顶脉冲nssIR2的时刻，流入了施加区域42的血液的纵磁化反转为正值，另一方面应抑制信号的组织的纵磁化反转为负值。
另外，如图6所示，在施加了第二个区域非选择顶脉冲nssIR2之后，在应抑制信号的组织的纵磁化的绝对值变为被看做零附近的范围内的定时开始从摄像区域41的数据收集。例如，图6示出了以脑的白质及灰白质的信号强度被选择性地抑制的方式设定了数据收集的开始定时的情况。这样，通过以静止组织的信号强度被抑制的方式设定数据收集的开始定时，从而获得静止组织的信号强度被抑制后的控制图像。另外，在第一实施方式中，对施加两次区域非选择顶脉冲的情况进行说明，也可以施加一次或三次以上的区域非选择顶脉冲。此夕卜，作为数据收集用的摄像顺序，例如使用SSFP(Steady State FreeI^recession 稳态自由进动)。或者也可以使用GRE (Gradient Echo:梯度回波)、 FSE (Fast Spin Echo 快速自旋回波)、EPI (Echo Planar Imaging 回波平面成像)等。
返回图3的说明，若通过摄像条件设定部36a设定摄像条件，则顺序控制器控制部 36b根据摄像条件生成顺序信息并向顺序控制器10发送。而且，接收到顺序信息的顺序控制器10根据摄像条件来实施扫描(步骤S13)。具体而言，顺序控制器10 —边改变TI 一边反复执行下述控制模式在对流入摄像区域内的血液或者摄像区域内的血液施加用于附加标签的区域选择性的饱和脉冲起经过了规定的TI的时刻，开始磁共振数据的收集。接着，图像重构部32根据通过控制模式收集到的磁共振数据，重构分别与多个不同的TI对应的多个控制图像(步骤S14)。此后，基准图像生成部36c从存储于图像数据存储部33c的多个控制图像中选择基准图像的候补(步骤S15)。例如，基准图像生成部36c从按各TI而重构的多个控制图像中选择血液流入摄像区域之前的控制图像。或者，基准图像生成部36c从按TI而重构的多个控制图像中，选择摄像区域内的血液的磁化完全弛豫后的控制图像。图7是用于说明第一实施方式的基准图像生成部36c所进行的基准图像的候补的选择的图。图7示出了与按TI重构的多个控制图像有关的信号值的变化。图7中，纵轴表示信号强度(Mag)，横轴表示Tl。另外，这里所谓的信号值例如从控制图像所含的多个像素中提取像素值为阈值以上的像素，通过求出提取出的像素值的平均值来获得。或者，这里所谓的信号值也可以是操作者在血管部分设定的关注区域(Region OfInterest :R0I)内所含的像素的像素值的平均值。此外，作为这里所使用的阈值，例如预先设定能够除去表示空气的信号值的程度的值。或者，例如，作为阈值，可以使用TI最短的控制图像中所含的像素的像素值中最大的像素值的5%的值。在该情况下，针对全部的TI的控制图像使用相同的阈值。而且，例如，基准图像生成部36c从多个控制图像中选择与无血流的时刻的控制图像之间信号强度的差为阈值以下的控制图像。例如，如图7所示，假设生成了与TI = TIl η对应的控制图像。在该情况下，基准图像生成部36c分别选择与TI = TI1、TI2、 TIn-I及 η对应的控制图像作为基准图像的候补。即，基准图像生成部36c分别选择TI 足够短的控制图像或者TI足够长的控制图像来作为基准图像。另外，此时所选择的基准图像的候补可以是1个，也可以是多个。返回图3的说明，基准图像生成部36c在选择了基准图像的候补之后，根据所选择出的基准图像的候补生成基准图像(步骤S16)。例如，基准图像生成部36c生成作为基准
12图像而选择出的多个图像的平均图像来作为基准图像。这样，通过使用多个图像的平均图像，能够提高基准图像的SN比。另外，基准图像生成部36c在作为基准图像的候补而选择了一个图像时，使用该图像作为基准图像。即，这里的基准图像的生成包括根据多个图像生成基准图像的情况，以及，使用1个图像作为基准图像的情况。此外，基准图像生成部36c也可以使用多个控制图像中的血流部和背景组织的信号差小的控制图像来生成基准图像。另外，在此，说明了基准图像生成部36c自动地选择基准图像的候补的情况。但是，例如，基准图像生成部36c从操作者受理从多个控制图像中选择作为基准图像的候补的控制图像的操作，使用由操作者选择出的控制图像来生成基准图像。该情况下，例如，基准图像生成部36c在显示部35上显示按TI重构的多个控制图像，从操作者受理从显示出的多个控制图像中选择1个或者多个控制图像的操作。或者，例如，基准图像生成部36c在显示部35上显示如图7所示的表示与按TI重构的多个控制图像有关的信号值的变化的信息。该情况下，基准图像生成部36c从操作者受理从与显示的多个控制图像有关的信息中选择1个或者多个信息的操作，作为选择1个或者多个控制图像的操作。此后，血流图像生成部36d生成由图像重构部32重构的多个控制图像的每一个与由基准图像生成部36c生成的基准图像的差分图像来作为血流图像(步骤S17)。图8是用于说明第一实施方式的血流图像生成部36d所进行的血流图像的生成的图。图8中，纵轴表示差分图像的信号强度(kub)，横轴表示Tl。此外，图8示出了生成与图7所示的TI = TIUTI2,TIn-I以及 η对应的控制图像的平均图像作为基准图像的情况。该情况下，如图8所示，由血流图像生成部36d生成的各差分图像中的、与TI = TIU TI2,TIn-I以及 η对应的差分图像的信号强度大致为零。即，在由血流图像生成部36d生成的血流图像中，由于静止组织的信号强度大致为零，因此能够高精度的消去静止组织。返回图3的说明，血流图像生成部36d在生成血流图像之后，在显示部35上显示所生成的血流图像(步骤S18)。此时，例如，血流图像生成部36d将生成的多个血流图像在显示部35上电影显示(〉彳、表示)或者并列显示来作为动态显示。如上所述，在第一实施方式中，顺序控制器10 —边改变Tl，一边反复执行下述控制模式不进行通过向摄像区域的上游部分施加RF波而进行的血液的标识化，而是在向摄像区域施加了 RF波后再经过规定的TI后进行磁共振数据的收集。而且，图像重构部32根据由控制模式所收集到的磁共振数据，重构分别与多个不同的TI对应的多个控制图像。此后，基准图像生成部36c根据多个控制图像生成基准图像。此外，血流图像生成部36d生成多个控制图像的每一个与基准图像的差分图像作为血流图像。因此，根据第一实施方式，能够缩短摄像时间，并能够生成高精度地消去了静止组织的血流图像。此外，在第一实施方式中，顺序控制器10在执行控制模式时，向包含摄像区域以及流入该摄像区域的血液的范围施加非选择反转脉冲，以便在摄像区域所包含的组织中的至少1种组织的纵磁化变成大致零的时刻开始磁共振数据的收集。因此，根据第一实施方式，能够重构抑制了静止组织的信号强度的控制图像，能够生成更高精度地消去了静止组织的血流图像。此外，在第一实施方式中，基准图像生成部36c从控制图像中选择出血液流入摄像区域之前的图像或者摄像区域内的血液的磁化完全弛豫之后的图像，根据所选择出的图像来生成基准图像。因此，根据第一实施方式，能够不降低血流部分的信号强度地生成血流图像。此外，在第一实施方式中，基准图像生成部36c选择多个血液流入摄像区域之前的图像或者摄像区域内的血液的磁化完全弛豫之后的图像，生成所选择出的多个图像的平均图像来作为基准图像。因此，根据第一实施方式，能够提高基准图像的SN比，能够得到精度更高的血流图像。此外，在第一实施方式中，顺序控制器10使用SSFP来作为收集磁共振数据时的摄像顺序。一般来讲，在SSFP中，为了使纵磁化成为稳定状态，需要在数据收集的最初施加多个伪脉冲(dummy pulse)。因此，在SSFP中，Tl、1Tr印eat变长，其结果，摄像时间也变长。 但是，根据第一实施方式，由于与以往的WR无差分方式相比能够更加削减伪脉冲数，因此能够缩短最短的Tl、Tr印eat。另外，作为上述所说明的第一实施方式的变形例，例如，顺序控制器10也可以在收集磁共振数据之前，向包含摄像区域的范围施加饱和脉冲。图9是表示通过第一实施方式的变形例的摄像条件设定部36a而设定的摄像条件的一例的时间图。此外，图10是表示图9所示的各脉冲的施加区域以及摄像区域的一例的图。如图9所示，例如，摄像条件设定部36a在即将开始数据收集(图9所示的 imaging)之前，施加用于抑制脂肪的信号强度的饱和脉冲fat-SAT。例如图10所示，向包含摄像区域41的施加区域51施加该饱和脉冲fat-SAT。由此，在使TI变化的情况下，脂肪等的Tl值短的组织的信号强度也变为大致相同的强度。由此，血流图像生成部36d生成差分图像，能够高精度地消去脂肪等的Tl值短的组织的信号强度。接着，说明与mIRN-N差分方式有关的实施方式作为第二实施方式。另外，第二实施方式的MRI装置的构成与图1及图2所示的内容相同。在第二实施方式中，顺序控制器10 —边改变TI 一边反复执行下述标签模式通过向摄像区域的至少上游部分施加RF波来进行流入摄像区域的流体的标识化，在从施加RF 波起经过了 TI之后进行磁共振数据的收集。而且，计算机系统30根据通过标签模式收集到的磁共振数据，重构分别与多个不同的上述等待时间相对应的多个标签图像。此外，计算机系统30根据多个标签图像来生成基准图像，生成该基准图像与各标签图像的差分图像。另外，在第二实施方式中，顺序控制器10还以少于标签模式的执行次数的次数来执行下述控制模式不进行通过向摄像区域的上游部分施加RF波而进行的血流的标识化， 而是在向摄像区域施加了 RF波后再经过TI之后进行磁共振数据的收集。此外，计算机系统30根据通过控制模式所收集到的磁共振数据，进而重构数量比标签图像少的控制图像。而且，计算机系统30使用数量比标签图像少的控制图像生成一个基准图像，生成所生成的基准图像与多个标签图像的每一个的差分图像。这样，根据数量比标签图像少的控制图像生成1个基准图像，并生成各标签图像与基准图像的差分图像的方式被称为“N-M 收集N-I差分方式”。另外，N和M都是自然数，1彡M < N。或者，计算机系统30使用数量比标签图像少的控制图像，生成与多个不同的TI分别对应的多个差分用控制图像。而且，计算机系统30按TI生成标签图像与差分用控制图像的差分图像。这样，根据数量比标签图像少的控制图像生成与标签图像相同数量的差分用控制图像，并按TI生成标签图像与差分用控制图像的差分图像的方式被称为“N-M收集N-N差分方式”。下面，对第二实施方式的MRI装置所进行的血流图像的生成顺序进行说明。图11 是表示第二实施方式的计算机系统30所进行的血流图像的生成顺序的流程图。如图11所示，在第二实施方式中，控制部30若从操作者受理了摄像的开始指示(步骤S21，“是”)，则执行以下所示的处理。首先，摄像条件设定部36a设定分别执行标签模式以及控制模式的摄像条件。另外，在第二实施方式中，摄像条件设定部36a作为标签模式的摄像条件而设定下述摄像条件通过向包含摄像区域和摄像区域的上游部分的区域施加顶脉冲，对该区域内的血液附加标签，从施加顶脉冲起经过了规定的TI之后进行成像。此外，在第二实施方式中，摄像条件设定部36a作为控制模式的摄像条件而设定下述摄像条件通过向摄像区域施加顶脉冲对摄像区域内的血液附加标签，从施加饱和脉冲起经过了规定的TI之后进行数据收集。另外，此时，摄像条件设定部36a设定摄像条件，以便一边改变TI 一边反复执行标签模式，并且以少于标签模式的执行次数的次数来执行控制模式(步骤S22)。图12是表示通过第二实施方式的摄像条件设定部36a设定的摄像条件的一例的时间图。此外，图13是表示图12所示的各脉冲的施加区域以及摄像区域的一例的图。如图12所示，例如，摄像条件设定部36a设定一边按Til、TI2、TI3、TI4、...Tin 的顺序改变TI 一边按反复时间Tr印eat反复执行标签模式(图12所示的tag)的摄像条件。此时，摄像条件设定部36a对控制模式设定摄像条件以便仅按TIl TIn中的一部分 TI来执行。即，摄像条件设定部36a设定摄像条件以使控制模式的执行次数比标签模式的执行次数少。这样，摄像条件设定部36a设定摄像条件以便以少于标签模式的执行次数的次数来执行控制模式，由此与按TI分别执行标签模式以及控制模式的以往的N-N差分方式、H^R N-N差分方式相比，能够缩短摄像时间。而且，在标签模式中，如图12所示，首先，对摄像区域施加区域选择性的饱和脉冲 SAT。这里，饱和脉冲SAT是90°脉冲。例如，如图13所示，假设在被检体P的头部设定有摄像区域61。另外，图13所示的箭头表示流入摄像区域61的血流。该情况下，例如，向包含摄像区域61的施加区域64施加饱和脉冲SAT。另外，饱和脉冲SAT的施加区域64也可以与摄像区域61 —致。此外，施加饱和脉冲SAT的定时，例如，根据由ECG单元22生成的选通信号来控制。另外，由于饱和脉冲SAT的施加而产生的对各组织的影响与第一实施方式所说明的内容相同，在此省略其说明。在饱和脉冲SAT之后施加标签模式用的顶脉冲tag IR0这里，顶脉冲tag顶是 180°脉冲。例如图13所示，向包含摄像区域61和摄像区域61的上游部分的施加区域63 施加该顶脉冲tag IR0由此，位于施加区域63内的组织的磁化矢量180°反转。此后，在数据收集(图12所示的imaging)的开始之间距离TInssl的时刻，施加第一个区域非选择顶脉冲nssIRl。此外，在施加了区域非选择顶脉冲nssIRl之后，在数据收集(图12所示的imaging)开始之前距离TInSS2的时刻，施加第二个区域非选择顶脉冲riSSIR2。这里，区域非选择顶脉冲nssIRl以及nSSIR2分别是180°脉冲。例如图13 所示，向包含摄像区域61和摄像区域61的上游部分的施加区域65施加这些区域非选择顶脉冲nssIRl以及nssIR2。另外，由区域非选择IR脉冲nssIRl以及nssIR2引起的对各组织的影响与第一实施方式中所说明的内容相同，在此省略其说明。而且，与第一实施方式相同，在施加了第二个区域非选择顶脉冲nssIR2之后，在应抑制信号的组织的纵磁化的绝对值变为可以看做零附近的范围内的定时，开始从摄像区域61的数据收集。另一方面，在控制模式中，如图12所示，首先，对摄像区域施加区域选择性的饱和脉冲SAT。这里，饱和脉冲SAT是90°脉冲。在图13所示的例子中，例如，饱和脉冲SAT与标签模式相同地被施加给施加区域64。在饱和脉冲SAT之后，施加控制模式用的顶脉冲control IR。这里，IR脉冲 control IR是180°脉冲。例如图13所示，向包含摄像区域61的施加区域62施加该顶脉冲control IR。由此，位于施加区域62内的组织的磁化矢量180°反转。此后，在数据收集(图12所示的imaging)开始之前距离TInssl的时刻，施加第一个区域非选择顶脉冲nssIRl。此外，在施加了区域非选择顶脉冲nssIRl之后，在数据收集(图12所示的imaging)开始之前距离TInSS2的时刻，施加第二个区域非选择顶脉冲riSSIR2。例如图13所示，与标签模式相同地向施加区域65施加这些区域非选择顶脉冲 nssIRl以及nssIR2。另外，由区域非选择顶脉冲nssIRl以及nssIR2引起的对各组织的影响与第一实施方式所说明的内容相同，在此省略其说明。而且，与第一实施方式相同，在施加了第二个区域非选择顶脉冲nSSIR2之后，在应抑制信号的组织的纵磁化的绝对值变为可以看做是零附近的范围内的定时开始从摄像区域61的数据收集。另外，作为标签模式以及控制模式中的数据收集用的摄像顺序，与第一实施方式相同，例如，使用SSFP (Steady State Free Precession 稳态自由进动)。或者也可以使用 GRE (Gradient Echo 梯度回波)、FSE (FastSpin Echo 快速自旋回波)、EPI (Echo Planar Imaging:回波平面成像)等。 此外，摄像条件设定部36a优选设定摄像条件以便通过与执行标签模式时所使用的收集条件相同的收集条件来执行控制模式。由此，即使在数据收集即将开始之前不施加脂肪抑制脉冲的情况下，也能够在标签模式和控制模式之间使静止组织的信号强度一致， 能够更高精度地消去静止组织。另外，在图12中，示出了按相同的TI来执行标签模式和控制模式的例子。但是，例如，摄像条件设定部36a也可以设定摄像条件以便在针对全部的TI执行了标签模式之后， 以少于标签模式的执行次数的次数来执行控制模式。或者相反，摄像条件设定部36a也可以设定摄像条件以便在执行控制模式之后执行标签模式。返回图11的说明，若通过摄像条件设定部36a设定了摄像条件，则顺序控制器控制部36b根据摄像条件生成顺序信息并向顺序控制器10发送。而且，接收了顺序信息的顺序控制器10根据摄像条件来实施扫描(步骤S23)。具体而言，顺序控制器10，一边改变TI 一边反复执行标签模式，并以少于标签模式的执行次数的次数执行控制模式。接着，图像重构部32根据通过标签模式收集到的磁共振数据，重构分别与多个不同的TI对应的多个标签图像(步骤S24)。另外，图像重构部32根据通过控制模式收集到的磁共振数据重构至少1个控制图像(步骤S25)。此后，基准图像生成部36c与第一实施方式相同，从存储在图像数据存储部33c中的多个标签图像以及控制图像的中选择基准图像的候补(步骤S26)。例如，基准图像生成部36c从多个标签图像以及控制图像中选择血液流入摄像区域之前的图像。或者，基准图像生成部36c从按TI而重构的多个标签图像中选择摄像区域内的血液的磁化完全弛豫后的图像。另外，此时所选择的基准图像的候补也可以是1个，也可以是多个。返回图11的说明，基准图像生成部36c在选择了基准图像的候补之后，根据所选择出的基准图像的候补来生成基准图像(步骤S27)。例如，基准图像生成部36c生成作为基准图像而选择出的多个图像的平均图像来作为基准图像。这样，通过使用多个图像的平均图像，能够提高基准图像的SN比。另外，基准图像生成部36c在作为基准图像的候补而选择出1个图像时，使用该图像作为基准图像。即，这里所谓的基准图像的生成包括根据多个图像生成基准图像的情况、使用1个图像作为基准图像的情况。此外，基准图像生成部36c也可以使用多个标签图像及控制图像中的、血流部与背景组织的信号差小的图像来生成基准图像。此后，血流图像生成部36d生成由图像重构部32重构的多个标签图像的每一个与由基准图像生成部36c生成的基准图像的差分图像作为血流图像(步骤S28)。这里，在由血流图像生成部36d生成的血流图像中，与第一实施方式相同地静止组织的信号强度变为大致零，静止组织被高精度地消去。返回图11的说明，血流图像生成部36d在生成了血流图像后，使生成的血流图像显示在显示部35上(步骤S29)。此时，例如，血流图像生成部36d将生成的多个血流图像作为动态显示而在显示部35上进行电影显示或者并列显示。如上所述，在第二实施方式中，顺序控制器10 —边改变Tl，一边反复执行下述标签模式通过向摄像区域的至少上游部分施加顶脉冲而进行流入摄像区域的血液的标识化，从施加顶脉冲起经过了规定的TI之后进行磁共振数据的收集。此外，顺序控制器10 以少于标签模式的执行次数的次数再执行下述控制模式不进行通过向摄像区域的上游部分施加顶脉冲而进行的血液的标识化，而是在向摄像区域施加了 RF波后再经过了规定的 TI之后进行磁共振数据的收集。而且，图像重构部32根据通过标签模式收集到的磁共振数据，重构分别与多个不同的TI对应的多个标签图像。此外，图像重构部32根据通过控制模式收集到的磁共振数据，重构至少1个控制图像。此后，基准图像生成部36c根据多个标签图像以及控制图像生成基准图像。此外，血流图像生成部36d生成多个标签图像的每一个与基准图像的差分图像来作为流体图像。因此，根据第二实施方式，能够缩短摄像时间，能够生成静止组织被高精度消去后的血流图像。此外，在第二实施方式中，顺序控制器10使用与执行标签模式时所使用的收集条件相同的收集条件来执行控制模式。因此，例如，即使在数据收集即将开始之前不施加脂肪抑制脉冲的情况下，也能够使标签模式和控制模式之间的静止组织的信号强度一致，能够进一步高精度地消去静止组织。另外，在第二实施方式中，对顺序控制器10实施向摄像区域内的血液附加标签 ^ FAIR (Flow-sensitive Alternating Inversion Recovery)
明。然而，例如，对于顺序控制器10实施向流入摄像区域内的血液附加标签的STAR(Signal Targeting with Alternating Radiofrequency)系的手法的情况也能够同样实施。此外，在第二实施方式中，生成1个基准图像和多个标签图像的每一个的差分图像来作为血流图像。然而，例如，也可以通过对控制图像进行插补来生成与标签图像相同数量的基准图像。在该情况下，基准图像生成部36c根据控制图像生成与多个不同的TI分别对应的多个基准图像。而且，血流图像生成部36d按TI生成标签图像与基准图像的差分图像作为血流图像。例如，基准图像生成部36c通过进行模型(model)函数的拟合(fitting)等的计算处理，根据数量比已收集的标签图像少的TI的控制图像生成与各标签图像相同数量的差分用控制图像。在存在至少2个控制图像的情况下，基准图像生成部36c通过线形近似来生成多个差分用控制图像即可。此外，在存在3个控制图像的情况下，基准图像生成部36c 通过二次函数逼近来生成多个差分用控制图像即可。这样，通过生成与标签图像相同数量的差分用控制图像并按TI生成差分图像，即使在静止组织的信号强度依赖于TI而变化的情况下，也能够生成静止组织被高精度消去后的血流图像。此外，在第二实施方式中，顺序控制器10在执行标签模式以及控制模式时，与第一实施方式相同地，向包含摄像区域以及流入该摄像区域的血液在内的范围施加非选择反转脉冲，以便在摄像区域所含的组织中至少1种组织的纵磁化变为大致零的时刻开始磁共振数据的收集。因此，根据第二实施方式，能够重构抑制了静止组织的信号强度的标签图像，能够生成更高精度地消去了静止组织的血流图像。此外，在第二实施方式中，基准图像生成部36c与第一实施方式相同，从标签图像中选择出血液流入摄像区域之前的图像或者摄像区域内的血液的磁化完全弛豫之后的图像，根据选择出的图像生成基准图像。因此，根据第二实施方式，能够在不使血流部分的信号强度降低的情况下生成血流图像。此外，在第二实施方式中，基准图像生成部36c与第一实施方式相同，选择多个血液流入摄像区域之前的图像或者摄像区域内的血液的磁化完全弛豫之后的图像，生成所选择出的多个图像的平均图像来作为基准图像。因此，根据第二实施方式，由于能够提高基准图像的SN比，能够得到精度更高的血流图像。此外，在第二实施方式中，顺序控制器10与第一实施方式相同，作为收集磁共振数据时的摄像顺序而使用SSFP。一般来讲，SSFP中为了使纵磁化变为稳定状态而需要在数据收集的最初施加多个伪脉冲，因此TI、Tr印eat变长。而且，其结果，摄像时间也变长。但是，根据第二实施方式，由于与以往的mIR N-N差分方式相比能够削减伪脉冲数，因此能够缩短最短的Tl、Tr印eat。此外，在第二实施方式中，顺序控制器10与第一实施方式相同，也可以在开始磁共振数据的收集之前向包含摄像区域的范围施加饱和脉冲。由此，即使在使TI变化的情况下，由于脂肪等的Tl值短的组织的信号强度大致变为相同的强度，因此能够高精度地消去脂肪等的Tl值短的组织的信号强度。另外，在第一及第二实施方式中，说明了顺序控制器10使用每次进行数据收集而施加贴标签用的顶脉冲的single tag&single TI方式的情况。然而，例如，在顺序控制器 10使用在施加了一次顶脉冲之后连续进行多个数据收集的single tag&multi TI方式的情况下也能够同样实施。另外，在single tag&multi TI方式中，通常，由于纵磁化的恢复不充分，随着TI变长而各组织的信号强度衰减。图14是表示实施方式的变形例的single tag&multi TI 方式的信号强度的衰减的图。如图14所示，在该情况下，标签图像中的静止组织的信号强度(图14所示的stationary)随着TI的增加而衰减。因此，例如，也可以对生成的血流图像进行纵向弛豫的修正。在该情况下，血流图像生成部36d根据血液的Tl值，对血流图像进行与TI对应的弛豫修正。例如，血流图像生成部36d在将血液的Tl值设为Tlblood的情况下，进行对用于修正血液的纵向弛豫的逆函数、l/exp[-TI/Tlbl00d]进行定标(scaling)的修正。 或者，例如，血流图像生成部36d进行基于下述函数的修正，该函数将标记后的等待时间 Tl、H^R法中的顶脉冲的数m、血液的Tl值Tlblood、数据收集中的激励脉冲的反复间隔 TR(Repetition Time)、数据收集中的各1次拍摄的编码数N、贴标签用的顶脉冲的反复时间Tr印eat作为变量。另外，若只有差分后的血流信号，则CBF (Cerebral Blood Flow)的定量不是目的，血管动态的形态成像是目的，在该情况下，不需要按信号强度的TI进行修正。另外，在上述第一及第二实施方式中，说明了对摄像区域施加区域非选择顶脉冲、饱和脉冲的情况。但是，例如，顺序控制器10也可以向摄像区域的上游部分或者下游部分施加用于进行血流的标识化的RF波，从施加该RF波起经过TI为止的期间不向摄像区域施加RF波。此外，在上述第一及第二实施方式中，说明了为了进行血流的标识化而施加短期间的反转脉冲的情况。但是，近年来，作为对流入摄像区域的血流进行标识化的方法，还有连续地或者间歇地施加反转脉冲的方法。作为其他的实施方式，还可以使用这样的方法。 在该情况下，例如，MRI装置向摄像区域的上游侧连续地或者间歇地施加用于进行标识化的反转脉冲，一边使从施加反转脉冲开始直到进行摄像区域的成像(施加高频激励脉冲) 为止的等待时间TI固定或变化，一边进行磁共振数据的收集。此外，MRI装置根据收集到的磁共振数据，重构与多个TI对应的多个MR图像。而且，MRI装置根据重构的多个MR 图像生成基准图像，生成多个MR图像的每一个与基准图像的差分图像作为血流图像。或者，也可以将重构的多个MR图像中的、在摄像区域的上游侧的标识化区域被施加了连续的 (continuous)或脉冲连续的(pulsed continuous)反转脉冲的流体没有到达摄像区域的 MR图像(标签图像)用作基准图像。此外，基准图像和差分后的MR图像(标签图像)可以不是与多个TI对应的多个MR图像的每一个，是一个以上的图像即可。另外，用于进行标识化的反转脉冲不限于RF脉冲，也可以是RF连续波。在此，将RF脉冲、RF连续波总称为RF 波。尽管说明了本发明的几个实施方式，这些实施方式是作为例子而提示出的方式， 其意图并不是限定发明的范围。这些实施方式可以以其他的各种形态来实施，在不脱离发明的宗旨的范围内，可以进行各种省略、置换、变更。这些实施方式及其变形包含在发明的范围、宗旨中，同样包含在权利要求所记载的发明及其相等的范围内。
权利要求
1.一种磁共振成像装置，其特征在于，具备数据收集部，一边改变等待时间一边反复执行标签模式，该标签模式通过对摄像区域的至少上游部分施加RF波来进行流入该摄像区域的流体的标识化，从施加上述RF波起经过了规定的上述等待时间之后进行磁共振数据的收集；图像重构部，根据通过上述标签模式收集到的磁共振数据，重构分别与多个不同的上述等待时间相对应的多个标签图像；基准图像生成部，根据上述多个标签图像生成基准图像；以及流体图像生成部，生成上述多个标签图像的每一个与上述基准图像的差分图像作为流体图像。
2.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述基准图像生成部使用上述多个标签图像中的血流部与背景组织的信号差小的标签图像来生成上述基准图像。
3.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，还具备显示部，该显示部将由上述流体图像生成部生成的多个流体图像电影显示或并列显示来作为动态显示。
4.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述数据收集部在执行上述标签模式时，对包含上述摄像区域以及流入该摄像区域的流体在内的范围施加非选择反转脉冲，以便在上述摄像区域所含的组织中的至少1种组织的纵磁化大致变为零的时刻开始磁共振数据的收集。
5.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述数据收集部在上述磁共振数据的收集即将开始之前对包含上述摄像区域的范围施加饱和脉冲。
6.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述基准图像生成部从上述标签图像之中选择流体流入上述摄像区域之前的图像或者上述摄像区域内的流体的磁化完全弛豫之后的图像，并根据所选择出的图像生成上述基准图像。
7.如权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述基准图像生成部选择多个流体流入上述摄像区域之前的图像或者上述摄像区域内的流体的磁化完全弛豫之后的图像，并生成所选择出的多个图像的平均图像作为上述基准图像。
8.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述数据收集部还以少于上述标签模式的执行次数的次数执行控制模式，该控制模式不进行通过向上述摄像区域的上游部分施加RF波而进行的上述流体的标识化，而是在对上述摄像区域施加了 RF波后并经过了规定的等待时间之后进行磁共振数据的收集，上述图像重构部还根据通过上述控制模式收集到的磁共振数据，重构数量比上述标签图像少的控制图像，上述基准图像生成部使用数量比上述标签图像少的控制图像，生成1个基准图像或者与上述多个不同的上述等待时间分别对应的多个差分用控制图像，上述流体图像生成部生成上述多个标签图像的每一个与上述基准图像的差分图像，或者，按上述等待时间生成标签图像与差分用控制图像的差分图像。
9.如权利要求8所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述数据收集部以与执行上述标签模式时所使用的收集条件相同的收集条件来执行上述控制模式。
10.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述数据收集部使用稳态自由进动、梯度回波、快速自旋回波或回波平面成像作为收集上述磁共振数据时的摄像顺序。
11.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述流体图像生成部还根据流体的Tl值，对上述流体图像进行与上述等待时间相对应的纵向弛豫修正。
12.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述数据收集部对上述摄像区域的上游部分或者下游部分施加用于进行上述流体的标识化的RF波，从施加该RF波开始到经过规定的等待时间为止的期间不对上述摄像区域施加RF波。
13.—种磁共振成像装置，其特征在于，具备数据收集部，一边改变等待时间一边反复执行控制模式，该控制模式不进行通过向摄像区域的上游部分施加RF波而进行的流体的标识化，而是在对上述摄像区域施加了 RF波后并经过了规定的上述等待时间之后进行磁共振数据的收集；图像重构部，根据通过上述控制模式收集到的磁共振数据，重构分别与多个不同的上述等待时间相对应的多个控制图像；基准图像生成部，根据上述多个控制图像生成基准图像；以及流体图像生成部，生成上述多个控制图像的每一个与上述基准图像的差分图像作为流体图像。
14.如权利要求13所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述基准图像生成部使用上述多个控制图像中的血流部与背景组织的信号差小的控制图像来生成上述基准图像。
15.如权利要求13所述的磁共振成像装置，其特征在于，还具备显示部，该显示部将由上述流体图像生成部生成的多个流体图像电影显示或并列显示来作为动态显示。
16.如权利要求13所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述数据收集部在执行上述控制模式时，对包含上述摄像区域以及流入该摄像区域的流体在内的范围施加非选择反转脉冲，以便在上述摄像区域所含的组织中的至少1种组织的纵磁化大致变为零的时刻开始磁共振数据的收集。
17.如权利要求13所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述数据收集部在上述磁共振数据的收集即将开始之前对包含上述摄像区域的范围施加饱和脉冲。
18.如权利要求13所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述基准图像生成部从上述控制图像之中选择流体流入上述摄像区域之前的图像或者上述摄像区域内的流体的磁化完全弛豫之后的图像，并根据所选择出的图像生成上述基准图像。
19.如权利要求18所述的磁共振成像装置，其特征在于，上述基准图像生成部选择多个流体流入上述摄像区域之前的图像或者上述摄像区域内的流体的磁化完全弛豫之后的图像，并生成所选择出的多个图像的平均图像作为上述基准图像。
20.一种磁共振成像装置，其特征在于，具备数据收集部，一边改变等待时间一边反复执行摄像模式，该摄像模式从对被检体施加用于进行在该被检体内流动的流体的标识化的RF波起经过了规定的上述等待时间之后进行磁共振数据的收集；图像重构部，根据上述磁共振数据，重构分别与多个不同的上述等待时间相对应的多个图像；基准图像生成部，根据上述多个图像生成基准图像；以及流体图像生成部，生成上述多个图像的每一个与上述基准图像的差分图像作为流体图像。
21.一种磁共振成像装置，其特征在于，具备数据收集部，一边改变等待时间一边反复执行摄像模式，该摄像模式从对被检体施加用于进行在该被检体内流动的流体的标识化的RF波起经过了规定的上述等待时间之后进行摄像区域的磁共振数据的收集；图像重构部，根据上述磁共振数据，重构分别与多个不同的上述等待时间相对应的多个图像；以及流体图像生成部，将上述多个图像中的、被标识化后的流体流入上述摄像区域之前的图像或者上述摄像区域内的流体的磁化完全弛豫之后的图像作为基准图像，对上述多个图像中的至少一个与该基准图像进行差分从而生成流体图像。
全文摘要
本实施方式涉及磁共振成像(MRI)装置。提供能够缩短摄像时间，并能够生成高精度地消去静止组织的信号强度的流体图像的磁共振成像装置。MRI装置具备数据收集部，一边改变等待时间一边反复执行标签模式，所述标签模式通过对摄像区域的至少上游部分施加RF波来进行流入该摄像区域的流体的标识化，从施加上述RF波起经过了规定的上述等待时间之后进行磁共振数据的收集；图像重构部，根据通过上述标签模式收集到的磁共振数据，重构分别与多个不同的上述等待时间相对应的多个标签图像；基准图像生成部，根据上述多个标签图像生成基准图像；以及流体图像生成部，生成上述多个标签图像的每一个与上述基准图像的差分图像作为流体图像。
文档编号A61B5/055GK102160789SQ20111003636
公开日2011年8月24日 申请日期2011年2月11日 优先权日2010年2月12日
发明者木村德典 申请人:东芝医疗系统株式会社, 株式会社东芝