发明领域
本发明涉及一种利用拉莫尔频率的高频(RF：radio frequency，射频)信号通过磁的方式激励被检测体的原子核自旋，根据伴随该激励而发生的核磁共振(NMR：nuclear magnetic resonance)信号来重建图像的磁共振成像(MRI：Magnetic Resonance Imaging)装置及磁共振成像方法，特别涉及到能够实施以血流信息为触发来获得血流像的MRA(MagneticResonance Angiography：磁共振血管成像)的磁共振成像装置及磁共振成像方法。
背景技术
磁共振成像是一种摄像法，利用拉莫尔频率的RF信号通过磁的方式激励处于静磁场中的被检测体的原子核自旋，根据伴随该激励而发生的MR信号来重建图像。
在该磁共振成像的领域中，作为获得血流像的方法，MRA已为众所周知。MRA之中，不使用造影剂的方法被称为非造影MRA。就非造影MRA而言，人们研发出一种FBI(Fresh Blood Imaging：新鲜血液成像)法(例如参见日本国特开2000-5144号公报)，该FBI法通过进行ECG(electrocardiogram：心电图)同步，捕捉从心脏搏出的流速快的血流从而良好地描绘血管。FBI法是按SE(spin echo：自旋回波)类的序列执行3维扫描，获得血管像来作为横向弛豫(T2)增强图像的摄像法。
再者，作为与FBI并用的技术，人们研发出一种用来测量适当的心电同步的延迟时间的ECG-prep这样的技术(例如参见美国专利第6144201号说明书)。ECG-prep为，在成像用的FBI扫描之前，为了预先良好地拍摄血管图像，作为用来决定适当的心电同步的延迟时间的预备扫描而执行ECG-prep扫描，按由ECG-prep扫描所决定的ECG延迟时间来执行FBI扫描。ECG-prep扫描是通过以ECG信号的R波为触发使从触发开始的延迟时间逐渐变化，进行数据收集，从而来获得时相相互不同的多个血管图像的预扫描。通过从由该ECG-prep扫描得到的多个血管图像选择血管部分亮度较高的时相的血管图像，就可以决定FBI扫描中的ECG延迟时间。
另一方面，作为非造影MRA的别的方法，PC(phase contrast：相位对比)MRA法已为众所周知(例如参见日本国特开昭63-230157号公报)。PC MRA法也被称为PS(phase shift：相移)MRA法，是一种根据自旋的相位信息将血流图像化的摄像法。更具体而言，在PC MRA法中，利用在施加了bipolar梯度磁场时，静止的自旋的相位在梯度磁场的施加前后不产生变化、而血流内运动着的自旋的相位在梯度磁场的施加前后产生位移这一现象，而有选择地只将运动着的自旋图像化。在梯度磁场施加后产生的自旋的相位偏移，依赖于所施加的梯度磁场的强度和施加时间以及自旋的速度。也就是说，自旋的相位成为梯度磁场的强度、施加时间及自旋速度的函数。因此，可以根据自旋的相位信息计算血流速度及血流方向。
作为其他的非造影MRA技术，TOF(time of flight：飞行时间)法已为众所周知，该TOF法对作为目标的血流施加饱和脉冲，利用流入(inflow)效应，将流入摄像剖面的饱和后的血液信号图像化。在PC MRA法或TOF法中，按FE(field echo：场回波)类的序列，获得血管像来作为纵向弛豫(T1)增强图像。
但是，就以往伴随ECG同步的MRA而言，要在成像扫描的执行前通过ECG-prep扫描的执行或其他的手段来决定适当的延迟时间。因而，在决定出延迟时间时的被检测体状态和成像扫描执行中的被检测体状态不同的情况下，存在适当的延迟时间也发生变化的可能性。而且，在适当的延迟时间在ECG-prep扫描的执行时和成像扫描的执行时不同的情况下，导致按通过ECG-prep扫描的执行而决定的不适当的延迟时间来执行成像扫描。因此，存在按不适当的定时收集数据，无法以稳定的图像质量或对比度获得血管像这样的问题。
发明内容
本发明是为了应对这种以往的状况而做出的，其目的为提供一种磁共振成像装置及磁共振成像方法，能够按适于成像扫描执行中的被检测体状态的定时进行数据收集，获得更为稳定的血管图像。
为了达到上述目的，本发明所涉及的磁共振成像装置具备：触发生成单元，通过从被检测体收集磁共振信号来取得上述被检测体的血流信息，根据上述血流信息来生成触发；血流图像生成单元，利用上述触发从上述被检测体收集成像数据，使用上述成像数据来生成血流图像数据；以及控制单元，进行交替重复执行用来取得上述血流信息的探针序列和用来收集上述成像数据的成像序列的控制。
另外，为了达到上述目的，本发明所涉及的磁共振成像方法具有：触发生成步骤，通过从被检测体收集磁共振信号来取得上述被检测体的血流信息，根据上述血流信息来生成触发；血流图像数据生成步骤，利用上述触发从上述被检测体收集成像数据，使用上述成像数据来生成血流图像数据；以及控制步骤，进行交替重复执行用来取得上述血流信息的探针序列和用来收集上述成像数据的成像序列的控制。
在本发明所涉及的磁共振成像装置及磁共振成像方法中，可以按适于成像扫描执行中的被检测体状态的定时进行数据收集，获得更加稳定的血管图像。
附图说明
图1是表示本发明所涉及的磁共振成像装置实施方式的结构图。
图2是表示图1所示的RF线圈详细结构一例的附图。
图3是表示图2所示的被检测体体表一侧所设置的线圈元件配置例的附图。
图4是表示图2所示的被检测体背面一侧所设置的线圈元件配置例的附图。
图5是图1所示的计算机的功能框图。
图6是表示基于在图5所示的摄像条件设定部中设定的探针序列及成像序列的预扫描及成像扫描执行步骤的附图。
图7是表示图6所示的探针序列及成像序列的数据收集区域一例的附图。
图8是表示基于在图5所示的摄像条件设定部中设定的探针序列及成像序列的预扫描及成像扫描执行步骤的其他例的附图。
图9是表示基于在图5所示的摄像条件设定部中设定的探针序列及成像序列的预扫描及成像扫描执行步骤的再一其他例的附图。
图10是表示由图1所示的磁共振成像装置采用TOF法来拍摄被检测体血管图像时的步骤的流程图。
图11是表示由图1所示的磁共振成像装置将SSFP序列作为成像序列并伴随差分处理来拍摄被检测体血管图像时的步骤的流程图。
图12是表示由图1所示的磁共振成像装置采用FBI法并伴随差分处理来拍摄被检测体P血管图像时的步骤的流程图。
具体实施方式
对于本发明所涉及的磁共振成像装置及磁共振成像方法的实施方式，参照附图进行说明。
图1是表示本发明所涉及的磁共振成像装置实施方式的结构图。
磁共振成像装置20具备：筒状的静磁场用磁铁21，形成静磁场；匀场线圈22，设置于该静磁场用磁铁21的内部；梯度磁场线圈23；RF线圈24。
另外，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、梯度磁场电源27、匀场线圈电源28、发送器29、接收器30、序列控制器31及计算机32。控制系统25的梯度磁场电源27由X轴梯度磁场电源27x、Y轴梯度磁场电源27y及Z轴梯度磁场电源27z构成。另外，在计算机32中，具备输入装置33、显示装置34、运算装置35及存储装置36。
静磁场用磁铁21和静磁场电源26连接，具有借助于从静磁场电源26所供应的电流在摄像区域中形成静磁场的功能。还有，静磁场用磁铁21很多情况下由超导线圈构成，一般来说在励磁时和静磁场电源26进行连接来供应电流，但是一旦被励磁之后则成为非连接状态。另外，也有时采用永久磁铁构成静磁场用磁铁21，并且不设置静磁场电源26。
另外，在静磁场用磁铁21的内侧，在同轴上设置筒状的匀场线圈22。匀场线圈22和匀场线圈电源28连接，其构成为从匀场线圈电源28给匀场线圈22供应电流使静磁场均匀化。
梯度磁场线圈23由X轴梯度磁场线圈23x、Y轴梯度磁场线圈23y及Z轴梯度磁场线圈23z构成，在静磁场用磁铁21的内部形成为筒状。在梯度磁场线圈23的内侧设置检查台37，来作为摄像区域，在检查台37上放置被检测体P。在RF线圈24中，有内置于架台的RF信号收发用的全身用线圈(WBC：whole body coil)及设置于检查台或被检测体P附近的RF信号接收用的局部线圈等。
另外，梯度磁场线圈23和梯度磁场电源27连接。梯度磁场线圈23的X轴梯度磁场线圈23x、Y轴梯度磁场线圈23y及Z轴梯度磁场线圈23z分别和梯度磁场电源27的X轴梯度磁场电源27x、Y轴梯度磁场电源27y及Z轴梯度磁场电源27z连接。
而且，其构成为，可以借助于从X轴梯度磁场电源27x、Y轴梯度磁场电源27y及Z轴梯度磁场电源27z分别向X轴梯度磁场线圈23x、Y轴梯度磁场线圈23y及Z轴梯度磁场线圈23z供应的电流，在摄像区域上分别形成X轴方向的梯度磁场Gx、Y轴方向的梯度磁场Gy及Z轴方向的梯度磁场Gz。
RF线圈24和发送器29及/或接收器30进行连接。发送用的RF线圈24具有从发送器29接收RF信号并向被检测体P进行发送的功能，接收用的RF线圈24具有接收伴随因被检测体P内部原子核自旋的RF信号而产生的激发所发生的NMR信号，并将其提供给接收器30的功能。
图2是表示图1所示的RF线圈24详细结构一例的附图，图3是表示图2所示的被检测体P体表一侧所设置的线圈元件24c配置例的附图，图4是表示图2所示的被检测体P背面一侧所设置的线圈元件24c配置例的附图。
如图2所示，RF线圈24具备筒状的全身用(WB：whole-body)线圈24a和相控阵线圈24b。相控阵线圈24b具备多个线圈元件24c，在被检测体P的体表一侧和背面一侧分别配置多个线圈元件24c。
例如图3所示，在被检测的体表一侧，在x方向配置4列、z方向配置8列合计32个线圈元件24c，以便覆盖宽范围的摄影部位。另外，如图4所示，在被检测体的背面一侧也同样在x方向配置4列在z方向配置8列合计32个线圈元件24c，以便覆盖宽范围的摄影部位。在背面一侧，从考虑到被检测体P脊柱存在的提高灵敏度的观点出发，要在体轴附近配置比其他线圈元件24c小的线圈元件24c。
另一方面，接收器30具备双工器30a、放大器30b、切换合成器30c及接收系统电路30d。双工器30a和发送器29、WB24a线圈及WB24a线圈用的放大器30b连接。放大器30b按各线圈元件24c及WB24a线圈的数目来设置，分别单独和各线圈元件24c及WB24a线圈连接。切换合成器30c设置单个或者多个，切换合成器30c的输入方经由多个放大器30b，和多个线圈元件24或WB24a线圈连接。接收系统电路30d设置希望的数目，使之小于等于各线圈元件24c及WB24a线圈的数目，并且设置于切换合成器30c的输出方。
WB24a线圈可以作为RF信号发送用的线圈来使用。另外，作为NMR信号接收用的线圈，可以使用各线圈元件24c。再者，还可以使用WB24a线圈，来作为接收用的线圈。
因此，双工器30a的构成为，将从发送器29所输出的发送用RF信号提供给WB24a线圈，另一方面，将在WB24a线圈中接收到的NMR信号经由接收器30内的放大器24d提供给切换合成器30c。另外，其构成为，在各线圈元件24c中接收到的NMR信号也经由各自对应的放大器24d输出给切换合成器30c。
切换合成器30c的构成为，执行从线圈元件24c或WB24a线圈接收到的NMR信号的合成处理及切换，输出给对应的接收系统电路30d。换言之，其构成为，在切换合成器30c中执行按照接收系统电路30b的数目从线圈元件24c或WB24a线圈接收到的NMR信号的合成处理及切换，并可以使用希望的多个线圈元件24c，形成与摄影部位相对应的灵敏度分布，接收来自各种各样摄影部位的NMR信号。
但是，也可以不设置线圈元件24c，而只通过WB24a线圈接收NMR信号。另外，也可以不设置切换合成器30c，而将在线圈元件24c或WB24a线圈中接收到的NMR信号直接输出给接收系统电路30d。再者，还可以在宽的范围内配置更多的线圈元件24c。
另一方面，控制系统25的序列控制器31，和梯度磁场电源27、发送器29及接收器30连接。序列控制器31具有下述两个功能，一是存储驱动梯度磁场电源27、发送器29及接收器30所需要的控制信息——例如记述了应对梯度磁场电源27施加的脉冲电流的强度及施加时间、施加定时等动作控制信息的序列信息的功能，二是通过按照所存储的预定序列驱动梯度磁场电源27、发送器29及接收器30，从而产生X轴梯度磁场Gx、Y轴梯度磁场Gy、Z轴梯度磁场Gz及RF信号的功能。
另外，序列控制器31的构成为，接收通过接收器30中的NMR信号的检波及A/D(analog to digital：模拟至数字)变换得到的作为复数据的原始数据(raw data)，提供给计算机32。
因此，在发送器29中具备根据从序列控制器31接收到的控制信息将RF信号提供给RF线圈24的功能，另一方面，在接收器30中具备下述两个功能，一是通过对从RF线圈24接收到的NMR信号进行检波并执行需要的信号处理并且进行A/D变换，从而生成数字化后的作为复数据的原始数据的功能，二是将所生成的原始数据提供给序列控制器31的功能。
另外，通过由运算装置35执行计算机32的存储装置36中所保存的程序，在计算机32中具备各种功能。但是，也可以不依赖于程序，而将具有各种功能的特定电路设置于磁共振成像装置20中。
图5是图1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、图像重建部43、图像数据库44及血流像制作部45来发挥作用。摄像条件设定部40具有探针序列设定部40A、成像序列设定部40B、阈值设定部40C及触发生成部40D。
摄像条件设定部40具有下述功能，即：使显示装置34显示摄像条件的设定画面，根据来自输入装置33的指示信息来设定包括脉冲序列在内的摄像条件，并将所设定的摄像条件提供给序列控制器控制部41的功能。特别是，摄像条件设定部40具备下述3个功能：一是设定成像序列及探针序列(probe sequence)的功能，其中该成像序列用来收集生成血流像所需的成像数据，该探针序列用来取得为了在成像序列中生成触发所参照的血流信息；二是设定探针序列来作为预扫描用的脉冲序列，并根据由预扫描所取得的血流信息来设定对数据的信号值、血流信号相位变化量或者血流速度的阈值的功能，三是设定交替重复单个或多个探针序列及成像序列的脉冲序列来作为成像扫描用的序列，并判定通过探针序列所收集的数据的值是否在阈值的范围内，在判定出在阈值内时，生成用来执行成像序列的触发的功能。
设定探针序列的功能具备于探针序列设定部40A中，设定成像序列的功能具备于成像序列设定部40B中，设定对数据信号值、血流信号相位变化量或血流速度的阈值的功能具备于阈值设定部40C中，执行阈值判定来生成触发的功能具备于触发生成部40D中。而且，其构成为，在生成了触发时预定的脉冲序列从摄像条件设定部40输出给序列控制器控制部41。
图6是表示基于在图5所示的摄像条件设定部40中设定的探针序列及成像序列的预扫描及成像扫描的执行步骤的附图。
在图6中，(A)、(B)及(C)分别表示使用探针序列的预扫描、根据由预扫描所取得的血流信息来设定阈值的例子、以及交替重复探针序列及成像序列的成像扫描。另外，图6(A)、图6(B)及图6(C)的横轴表示时间，图6(B)的纵轴表示血流信号的强度或血流的速度。还有，图6(B)的纵轴也可以设为血流信号的相位变化量。
如图6(A)所示，由探针序列设定部40A为用于预扫描来设定探针序列。作为探针序列，只要是作为血流信息能获得来自作为目标的血管的信号变化、来自作为目标的血管的信号时间上的相位变化或者在作为目标的血管中流动的血流速度变化的序列，就可以使用任意的序列。也就是说，探针序列作为用来取得下述血流信息的序列，该血流信息包括：来自作为目标的血管的原始数据的峰值、来自作为目标的血管的原始数据绝对值的峰值、从来自作为目标的血管的原始数据生成的图像数据亮度值的峰值、来自在作为目标的血管中流动的血流的信号时间上的相位变化或者在作为目标的血管中流动的血流速度等。
在取得来自作为目标的血管的原始数据峰值、来自作为目标的血管的原始数据绝对值峰值或者图像数据亮度值峰值来作为血流信息时，例如可以将FE类或SE类的序列设定为探针序列，其中该FE类或SE类的序列对包含作为目标的血管的剖面区域或3维区域进行象笔形激励(pencilexcitation)等那样的局部激励，并从包含激励后的目标血管在内的切片(slice)或体(volume)整体动态地收集在k空间(也称为傅里叶空间)中心通过的1行的量的k空间数据(k0数据)。此时，只要将和成像序列相同种类的序列设为探针序列，则摄像条件的设定变得简单。
另一方面，在取得在作为目标的血管中流动的血流速度来作为血流信息时，可以将PC序列设定为探针序列。如果通过PC序列收集到通过k空间中心的、1行的量的k空间数据(k0数据)，则可以取得血流的速度。另外，如果在双轴方向上使用伴随MPG(motion probing gradient：弥散梯度磁场)脉冲施加的PC序列，控制梯度磁场，收集到2个原始数据，则可以将根据原始数据的差分获得的相位差换算为具有双轴方向成分的速度。这种情况下，常常使用伴随使极性相互反转后的MPG脉冲施加的2个PC序列。
另外，在取得来自在作为目标的血管中流动的血流的信号时间上的相位变化来作为血流信息时，可以使用伴随单一极性MPG脉冲施加的PC序列，来取得信号的相位变化。例如，可以通过依次求取作为基准的信号相位和各时相上的信号之间的相位差分，来取得信号的相位变化量的时间变化。另外，通过依次求取时间上相邻的信号间的相位差分，也可以取得信号的相位变化量时间变化。但是，认为如果将作为基准的信号相位和各时相上的信号之间的相位差分设为信号的相位变化量，则能获得变化的特征表现得更为良好的血流信息。
而且，若按时间轴方向描绘出因动态的探针序列执行而在各时刻获得的来自血管的原始数据峰值、来自血管的原始数据绝对值峰值或者血流的速度及信号的相位变化量，则能获得图6(B)所示的那种绘图数据。例如，如果对通过探针序列的执行所收集的原始数据进行了FFT(fast Fouriertransform：快速傅里叶变换)，则可以获得原始数据的绝对值。若描绘出该原始数据绝对值的最大值，则获得表示作为目标的血流信号强度时间变化的绘图数据。另一方面，即便不进行FFT而按原状描绘原始数据的峰值，也获得同样的绘图数据。
这样，通过作为探针序列使用PC序列等的序列，并进行团注追踪(ボ一ラストラッキング)，就可以在维持时间分辨率的同时，取得表示目标血管的血流流速及血流信号的强度或者相位变化量的时间变化的绘图数据，来作为探针数据。还有，虽然也可以按探针序列收集k0数据附近的几行的量的k空间数据，但是可以通过减少收集数据使时间分辨率得到提高。特别是，如果按探针序列只收集了1行的量的k空间数据，则可以使时间分辨率最大限度地得到提高。
绘图数据因为表示出来自血流的信号强度、信号的相位变化量或速度的时间变化，所以与心跳同步而变化。而且，可以认为来自血流的信号强度变得非常大的期间、信号的相位变化量增大的期间或者血流的流速变得非常快的期间是适于成像数据收集的期间。也就是说，只要作为摄像条件设定了触发，以便在来自血流的信号强度变得非常大的期间、信号的相位变化量增大的期间或者血流的流速变得非常快的期间收集成像数据，则可以总是以良好的强度收集来自血流的信号。
因此，判定在成像扫描中来自血流的信号强度或者信号的相位变化量是否变得非常大、或者血流的流速是否变得非常快以产生触发信号用的阈值，要根据探针数据在阈值设定部40C中决定。阈值的决定也可以由阈值设定部40C根据探针数据的信号值，例如通过检测信号强度相对较大的期间来自动进行。另一方面，也可以使探针数据显示于显示装置34上，由用户通过输入装置33的操作，手动设定阈值。
在图6(B)所示的例子中，决定了判定为信号强度相对较大的范围的上限方的阈值Th_1及下限方的阈值Th_2。
另一方面，如图6(C)所示，由成像序列设定部40B设定成像扫描用的序列。如图6(B)所示，若决定了用来判定是否是适于成像数据收集的定时的阈值，则能够将阈值作为摄像条件之一，执行图6(C)所示的成像扫描用序列。
如图6(C)所示，成像扫描用的序列被设为下述序列，即：在一定期间内重复执行探针序列，并按照对于在探针序列中所收集数据的阈值判定结果、在探针序列之后执行成像序列这样的序列。但是，用于成像扫描而重复的探针序列被设为进行下述数据收集的序列，该数据收集只收集使用阈值的判定所需要的k空间上1行的量或几行的量的数据，并且是非动态的。也就是说，探针序列为只收集必要数据的数据收集时间为100～200μs左右的短序列，成像序列的执行期间得到确保。
而且，触发生成部40D在血流信号的强度、信号的相位变化量或者血流的流速为阈值的范围内时，产生成像数据收集开始的触发信号。在根据血流信号的强度产生触发时，触发生成部40D从k空间数据库42取得因探针序列的执行而获得的来自血流的信号。然后，触发生成部40D在判定出信号的强度在上限方阈值Th_1和下限方阈值Th_2之间时，产生成像数据收集开始的触发信号。
其结果为，如图6(C)所示，在判定出通过执行探针序列而获得的来自血流的信号强度在上限方阈值Th_1和下限方阈值Th_2之间时，接于探针序列之后执行成像序列，另一方面，在判定出来自血流的信号强度不在上限方阈值Th_1和下限方阈值Th_2之间时，在下一探针序列之前不执行成像序列，或者虽然执行成像序列但不实施数据收集。在后者的情况下，成像扫描用的序列成为象作为实时修正被检测体P的体位变动的技术的RMC(Realtime Motion Correction：实时运动校正)那样交替重复探针序列和成像序列的序列。
这样，就可以在成像扫描之前决定用来确定来自血流的信号强度变得非常大的范围的阈值，只有在成像扫描中来自血流的信号强度为由阈值确定的范围内时才收集成像数据。因此，能够收集足够强度的信号，稳定生成血管图像。
另外，在根据血流的流速或血流信号的相位变化量产生触发时，触发生成部40D从k空间数据库42取得通过执行PC序列作为探针序列而获得的来自血流的信号，计算血流的速度或血流信号的相位变化量。然后，触发生成部40D在判定出血流的速度或血流信号的相位变化量在上限方阈值Th_1和下限方阈值Th_2之间时，产生成像数据收集开始的触发信号。
这样，就可以将PC序列作为探针序列，在成像扫描中断续监视血流的速度或者血流信号的相位变化量，指定被认为流向摄像区域的血流的inflow非常大的流速非常快的速度范围，来产生执行成像数据收集的触发。借此，总是能够按足够量的新鲜血流流入摄像区域的定时执行成像数据的收集，可以实现稳定的血管图像描绘。
图7是表示图6所示的探针序列及成像序列数据收集区域一例的附图。
如图7所示，为了使目标血管内的血流成像，作为成像区域可以任意设定成像序列的数据收集区域。与此相对，可以将由探针序列得到的数据收集区域，设定为至少包含目标血管在内的局部区域。因此，可以使作为由探针序列得到的血流信息收集对象的血流，成为成像序列的数据收集对象。
还有，作为由探针序列得到的数据收集区域，也可以设定多个区域。而且，可以根据来自在多个区域流动的血流的信号强度、信号的相位变化量或者血流的流速，来设定恰当的阈值。另外，由探针序列得到的数据收集区域可以设定于成像序列的数据收集区域内部或者外部。但是，若因探针序列的执行而激励的血液存在于成像序列的数据收集区域中，则有可能来自因探针序列的执行而激励的血液的信号给成像带来不良影响。从而，如图7所示，从减低成像不需要的信号的观点来看，优选的是，将探针序列的数据收集区域，设定于成像序列的数据收集区域外侧、特别是目标血管的下游一侧非常接近的位置上。
成像序列可以作为用来拍摄血管图像的任意序列。例如，可以将利用TOF法的FE类序列、稳态自由进动(SSFP：steady state free precession)序列或者利用FBI法的FSE(fast spin echo：快速自旋回波)序列及利用半傅里叶法的FASE(fast asymmetric spin echo：快速非对称自旋回波或者fastadvanced spin echo：快速高级自旋回波)序列作为成像序列。也就是说，按照摄像目标或激励范围等的摄像条件，使用恰当的序列来作为成像序列。
还有，只要将成像序列设为最开始从k空间中心附近的k空间数据进行收集的序列，就可以按离探针数据的收集定时较近的定时，收集k空间中心附近的k空间数据。因此，可以按更为恰当的定时收集低频区域的数据。
SSFP序列用来以同一激励角度(翻转角：flip angle)在一定且短的重复时间(TR：repetition time)内施加RF激励脉冲，使自旋的磁化变为横磁化和纵磁化都不为0的稳定状态，获得图像数据。因此，在SSFP序列中，重要的是为了维持自旋的稳定状态要使TR成为一定。对此，如图6(C)所示通过按一定的间隔交替重复探针序列及成像序列，即便在使用SSFP序列来作为成像序列时，也能够良好地维持自旋的稳定状态。
同样，在使用把TR保持为一定这一点较为重要的FE序列来作为成像序列时，也可以通过按一定的间隔交替重复探针序列及成像序列，使TR成为一定。而且，在利用TOF法的摄像时，可以使用FE序列以更早的数据收集定时收集成像数据，作为血管图像获得T1增强图像。
再者，作为数据收集技术，也可以并用作为高速摄像法的PI(parallelimaging：并行成像)。PI是一种使用多个线圈元件24c来接收回波数据，且通过使相位编码进行跳跃来减少图像重建所需要的相位编码数的摄像法。在原理上，可以将相位编码数，最大减少为图像重建所需要的相位编码数的线圈元件24c的几分之一。在执行PI时，要设定使回波数据收集所使用的线圈元件24c数目或各线圈元件24c和摄影部位相关联的信息以及PI所需要的信息，来作为摄像条件。
在通过并用该PI来缩短成像序列的执行时间，将SSFP序列或FE序列作为成像序列时，与血流的信号强度、血流信号的相位变化量或者血流的流速时间变化的1个周期部分的时间相比，可以更加充分地缩短成像序列的执行时间。从而，即便有时在相邻的探针序列间不执行数据收集，大致血流的信号强度、血流信号的相位变化量或者血流的流速每次成为由阈值确定的范围内时，都可以执行成像数据的收集。也就是说，认为在不收集成像数据的探针序列期间，在血流的信号强度、血流信号的相位变化量或者血流的流速一旦成为由阈值确定的范围内之后变化为由阈值确定的范围外的情形较少。
这里，作为由阈值确定的范围，也可以设定多个地方。
图8是表示基于在图5所示的摄像条件设定部40中设定的探针序列及成像序列的预扫描及成像扫描的执行步骤的另一例的附图。
在图8中，(A)、(B)、(C)分别表示使用探针序列的预扫描、根据由预扫描所取得的血流信息来设定阈值的例子、以及交替重复探针序列及成像序列的成像扫描。另外，图8(A)、(B)、(C)的横轴表示时间，图8(B)的纵轴表示血流信号的强度或者血流的速度。还有，图8(B)的纵轴也可以设为血流信号的相位变化量。
如图8(A)所示，若执行了所设定的探针序列，则获得图8(B)所示的那种探针数据。然后，如图8(B)所示，不仅仅是用来确定探针数据极大值附近范围用的上限方阈值Th_h1及下限方阈值Th_h2，还可以设定用来确定极小值附近范围的上限方阈值Th_l1及下限方阈值Th_l2。
而且，可以产生触发，以便不仅仅是在探针数据的极大值附近，还在相当于探针数据极小值附近的血流信号强度低的范围、血流信号的相位变化量小的范围或者血流的速度为接近零的值的范围内，执行成像数据的收集。
这样一来，如图8(C)所示，就执行成像扫描。也就是说，在判定出通过探针序列的执行而获得的来自血流的信号强度、血流信号的相位变化量或者血流速在对于探针数据的极大值所设定的上限方阈值Th_1和下限方阈值Th_2之间时，接于探针序列之后执行第1成像序列。另外，在判定出通过探针序列的执行而获得的来自血流的信号强度、血流信号的相位变化量或者血流速在对于探针数据的极小值所设定的上限方阈值Tl_1和下限方阈值Tl_2之间时，接于探针序列之后执行第2成像序列。另一方面，在来自血流的信号强度、血流信号的相位变化量或者血流速不在与探针数据的极大值对应的上限方阈值Th_1和下限方阈值Th_2之间以及与探针数据的极小值对应的上限方阈值Tl_1和下限方阈值Tl_2之间的任一个内时，在下一探针序列之前不执行成像序列，或者虽然执行成像序列但不实施数据收集。
第1成像序列因为在血流信号的强度、血流信号的相位变化量或者血流速较大的期间执行，所以若从执行第1成像序列获得的k空间数据重建图像数据，则可以获得描绘出血管的图像数据。另一方面，第2成像序列因为在血流信号的强度、血流信号的相位变化量或者血流速较小的期间执行，所以若从执行第2成像序列获得的k空间数据重建图像数据，则可以获得希望抑制来自血管的信号的所谓BB(black blood：黑血)的图像数据。
也就是说，采用图8所示的那种摄像条件，就可以获得描绘出血管的图像数据和未描绘血管的图像数据双方。再者，如果在描绘出血管的图像数据和未描绘血管的图像数据间进行差分处理，则可以生成对于非摄像目标的无用血管图像不进行描绘，而有选择地增强了目标血管的血管图像。
可是，在采用FBI法将FSE序列或FASE序列作为成像序列进行摄像时，即便并用PI，也有时成像序列的TR从1个心跳程度遍及至多个心跳的程度。此时，对于被认为相当于1个心跳期间的探针数据的1个周期，成像序列的TR不会变得非常短。从而，特别是在将象FSE序列或FASE序列那样TR较长的序列设为成像序列时，若交替执行了收集1行的量的k空间数据的探针序列和成像序列，则在不收集成像数据的探针序列间，存在血流的信号强度、血流信号的相位变化量或者血流的流速一旦成为由阈值确定的范围内之后、变化为由阈值所确定的范围外的情形增加的可能性。也就是说，有可能不收集成像数据的期间延长，带来摄像时间的长期化。
因此，在将TR长的序列作为成像序列时，可以在因探针序列的执行而获得的血流的信号强度、血流信号的相位变化量或者血流的流速变为由阈值确定的范围内之前，使反复收集1行的量或者几行的量的k空间数据的探针序列重复。换言之，可以生成触发，以便执行动态收集1行的量或者几行的量的k空间数据的探针序列并在成像扫描中实时监视血流的信号强度、血流信号的相位变化量或者血流的流速，按达到预定血流的信号强度、血流信号的相位变化量或者血流的流速后的定时开始成像序列。
图9是表示基于在图5所示的摄像条件设定部40中设定的探针序列及成像序列的预扫描及成像扫描的执行步骤的再一其他例的附图。
在图9中，(A)、(B)及(C)分别表示使用探针序列的预扫描、根据由预扫描所取得的血流信息来设定阈值的例子及按重复探针序列P并且在达到预定血流的信号强度或血流的流速后的定时开始成像序列I1、I2的成像扫描。另外，图9(A)、(B)、(C)的横轴表示时间，图9(B)的纵轴表示血流信号的强度或者血流的速度。
还有，图9(B)的纵轴也可以设为血流信号的相位变化量。在通过作为血流信息取得作为基准的信号和各时相的信号之间的差分来求取血流信号的相位变化量时，从作为恰当的值取得血流信息的观点来看，优选的是，每次成像序列I1、I2结束时，都重新决定作为基准的信号。例如，可以将在重复执行的探针序列P之中最开始的探针序列P中获得的信号决定为作为基准的信号。
如图9(A)所示，若执行了所设定的探针序列，则获得图9(B)所示的那种探针数据。然后，如图9(B)所示，不仅仅是用来确定探针数据极大值附近范围的上限方阈值Th_h1及下限方阈值Th_h2，还可以设定用来确定极小值附近范围的上限方阈值Th_l1及下限方阈值Th_l2。
然后，如图9(C)所示，执行成像扫描。也就是说，重复探针序列P的执行，在判定出因某个探针序列P的执行而获得的来自血流的信号强度、血流信号的相位变化量或者血流速在对于探针数据的极大值所设定的上限方阈值Th_1及下限方阈值Th_2之间时，接于该探针序列P之后执行第1成像序列I1。另一方面，在判定出因探针序列P的执行而获得的来自血流的信号强度、血流信号的相位变化量或者血流速在对于探针数据的极小值所设定的上限方阈值Tl_1及下限方阈值Tl_2之间时，接于该探针序列P之后执行第2成像序列I2。然后，在第1成像序列I1及第2成像序列I2的执行后，再次重复探针序列P的执行。若实施了这种脉冲序列的控制，则如图9(C)所示，导致交替重复执行单个或者多个探针序列P和成像序列I1、I2。
因为只要能实施这样的成像扫描，不收集成像数据的期间就只成为探针序列P的执行期间，所以，可以在抑制摄像时间增加的同时，按恰当的定时收集成像数据。特别是，FBI法用来等待血液T2成分的磁化恢复，通过执行收集预定切片编码(slice encode)的量的回波数据(体数据)的3维扫描，来获得增强了T2磁化成分的血管图像数据。因此，采用FBI法，很多情况下成像序列的TR延长，按每多次心跳，反复收集成像数据。从而，在利用FBI法的摄像中，图9所示的那种成像扫描较为适合。
另外，如果在认为与心脏的扩张期及收缩期相当的各自对应的探针数据极大值附近的期间以及极小值附近的期间，采用FBI法收集成像数据，分别生成了图像数据，则可以获得增强了来自动脉的信号后的血管图像数据和抑制了来自动脉的信号后的血管图像。因此，还能够通过对这些血管图像数据的差分处理，生成将静动脉分离后的血管图像数据。
还有，在FBI法之外的MRA中，也可以如图9所示，在因探针序列的执行而获得的血流的信号强度、血流信号的相位变化量或者血流的流速成为由阈值确定的范围内之前，重复执行使探针序列重复的成像扫描。
下面，对于计算机32的其他功能进行说明。
序列控制器控制部41具有下述功能，即：在接收到来自输入装置33的扫描开始指示信息时，通过将包含从摄像条件设定部40所取得的脉冲序列在内的摄像条件提供给序列控制器31使之进行驱动控制的功能。另外，序列控制器控制部41具有从序列控制器31接收原始数据将其配置于k空间数据库42中所形成的k空间上的功能。因此，在k空间数据库42中，保存原始数据来作为k空间数据。
图像重建部43具有以下两个功能，一是通过从k空间数据库42获取k空间数据并实施包含傅里叶变换(FT：Fourier transform)在内的图像重建处理，来重建图像数据的功能，二是将重建而得到的图像数据写入图像数据库44中的功能。因此，在图像数据库44中，保存图像数据。
血流像制作部45具有以下两个功能：一是通过从图像数据库44读入必要的图像数据，实施差分处理等的图像处理及最大值投影(MIP：maximum intensity projection)处理等的显示处理，来生成显示用血管图像数据的功能，二是通过将所生成的血管图像数据提供给显示装置34，使显示装置34显示血管图像的功能。
特别是，在利用PI来收集回波数据时，与多个线圈元件24c对应的多个图像数据要保存于图像数据库44中。而且，需要根据PI的条件生成对多个图像数据实施PI中作为后处理的unfolding(展开)处理并展开的图像数据。因此，在血流像制作部45中，还具备实施PI的unfolding处理的功能。还有，在unfolding处理中，因为使用各线圈元件24c的灵敏度分布数据，所以灵敏度分布数据被保存于血流像制作部45中。
(动作及作用)
下面，对于磁共振成像装置20的动作及作用进行说明。
图10是表示由图1所示的磁共振成像装置20采用TOF法来拍摄被检测体P血管图像时的步骤的流程图，附图中对S附上数字后的符号表示流程图的各步骤。
首先，预先在检查台37上放置被检测体P，在由静磁场电源26励磁后的静磁场用磁铁21(超导磁铁)的摄像区域内形成静磁场。另外，从匀场线圈电源28给匀场线圈22供应电流，使摄像区域上所形成的静磁场均匀化。
然后，在步骤S1中，在摄像条件设定部40中设定包含探针序列在内的预扫描用摄像条件，执行动态探针扫描。探针序列在探针序列设定部40A中进行设定。借此，获得表示血流信号的强度、血流信号的相位变化量或者血流速的时间变化的探针数据。例如，激励包含比成像区域更靠下游方的目标血管在内的局部区域，从体(volume)的整体收集血流信号。然后，观测血流信号的时间变化。探针数据详细的收集流程和成像数据的收集流程相同，将在下面进行说明。
接着，在步骤S2中，在阈值设定部40C中自动或者由用户手动设定用来确定探针数据极大值附近或极小值附近范围的阈值。
接着，在步骤S3中，执行成像扫描。更为具体而言，在步骤S31中，执行在探针序列设定部40A中所设定的探针序列，收集1行的量的k空间数据。然后，所收集的k空间数据被保存于k空间数据库42中。
接着，触发生成部40D从k空间数据库42取得k空间数据，计算血流信号的强度，在步骤S32中，判定血流信号的强度是否在由阈值确定的范围内。然后，在判定出血流信号的强度在由阈值确定的范围内时，触发生成部40D在步骤S33中，生成触发信号。
这样一来，就在步骤S34中执行采用TOF法来收集成像数据的成像序列。例如，采用分段k-space法来收集成像数据，该分段k-space法通过将k空间分割为几个区域，进行分段，并按每个段(segment)依次获取k空间数据。
也就是说，若生成了触发信号，则从摄像条件设定部40向序列控制器控制部41提供成像序列。这样一来，序列控制器控制部41就将成像序列提供给序列控制器31。序列控制器31通过按照从序列控制器控制部41接收到的成像序列，驱动梯度磁场电源27、发送器29及接收器30，从而使放置被检测体P后的摄像区域形成梯度磁场，并且从RF线圈24产生RF信号。
因此，由被检测体P内部的核磁共振而产生的NMR信号由RF线圈24接收，提供给接收器30。接收器30从RF线圈24接收NMR信号，生成原始数据。接收器30将所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，序列控制器控制部41在k空间数据库42中所形成的k空间上配置原始数据。
这样一来，就收集了对应的分段内的成像数据。然后，在与全部的分段对应的成像数据收集完成时，在步骤S35中判定为是(YES)。另一方面，在与全部的分段对应的成像数据收集未完成时，在步骤S35中判定为否(NO)，再按照从步骤S31开始的步骤，在判定为YES之前重复执行下一分段的成像数据收集。
另外，在步骤S32中，在判定出血流信号的强度不在由阈值确定的范围内时，不用执行触发的发生及成像数据的收集，而实施步骤S35的判定。
若在步骤S35中判定为YES，则在步骤S4中图像重建部43通过从k空间数据库42获取k空间数据，实施图像重建处理，来重建图像数据。所得到的图像数据被保存于图像数据库44中。
接着，在步骤S5中，血流像制作部45从图像数据库44读入图像数据，生成显示用的血管图像数据。然后，所生成的血管图像数据被显示于显示装置34上。还有，在实施了PI时，执行与多个线圈元件24c对应的对多个图像数据的unfolding处理。
这样显示于显示装置34上的血管图像，因为是根据在血流信号的强度为极大值附近的定时内所收集的成像数据而生成的，所以成为良好地描绘出血管的图像。因此，可以获得对诊断有用的血管图像。
下面，对于按照SSFP序列使血管图像成像的例子，进行说明。
图11是表示由图1所示的磁共振成像装置20将SSFP序列作为成像序列并伴随差分处理来拍摄被检测体P血管图像时的步骤的流程图，附图中对S附上数字后的符号表示流程图的各步骤。还有，对和图10所示的步骤相同的步骤附上相同的符号，省略其说明。
在为了生成血管图像，实施按血管信号为极大值的定时所收集的图像数据、和按为极小值的定时所收集的图像数据之间的差分处理时，在步骤S2′中，在探针数据的极大值方及极小值方分别设定阈值。
然后，在步骤S32的阈值判定中，判定出血流信号的强度在由极大值方的阈值确定的范围内时，在步骤S33′中生成用来在血流信号为极大值的期间开始成像数据收集用SSFP序列的触发。另一方面，在步骤S32的阈值判定中，判定出血流信号的强度在由极小值方的阈值确定的范围内时，在步骤S33′中生成用来在血流信号为极小值的期间开始成像数据收集用SSFP序列的触发。
接着，在步骤S34′中，按照触发，在血流信号的强度为极大值方的期间或者血流信号的强度为极小值方的期间，执行成像数据收集用的SSFP序列。
然后，若收集到全部的数据，则在步骤S4′中，根据在血流信号的强度为极大值方的期间所收集的成像数据来重建第1图像数据，另一方面，根据在血流信号的强度为极小值方的期间所收集的成像数据来重建第2图像数据。
然后，在步骤S5′中，在血流像制作部45中实施包含第1图像数据和第2图像数据之间的差分处理的、血管图像数据生成处理。然后，所生成的血管图像数据被显示于显示装置34上。
这样显示于显示装置34上的血管图像是通过下述两个图像数据之间的差分处理生成的，该两个图像数据一是根据在血流信号的强度为极大的期间所收集的成像数据并且描绘出血管的图像数据，二是根据在血流信号的强度为极小的期间所收集的成像数据并且抑制了血管的图像数据。因此，成为良好地增强了目标血管的血管图像。因此，可以获得对诊断有用的血管图像。
下面，对于采用FBI法使血管图像成像的例子进行说明。
图12是表示由图1所示的磁共振成像装置20采用FBI法并伴随差分处理来拍摄被检测体P血管图像时的步骤的流程图，附图中对S附上数字后的符号表示流程图的各步骤。还有，对和图11所示的步骤相同的步骤附上相同的符号，省略其说明。
在采用FBI法的成像时，成像序列的TR和探针数据的1周期的量相等，或在其以上。因此，如步骤S32″所示，在按照成像扫描中的探针序列所收集的血流信号强度不在由阈值确定的范围内时，再次在步骤S31中执行利用探针序列的1行的量的数据收集。
然后，在步骤S32″中，只有在判定出按照探针序列所收集的血流信号强度在由阈值确定的范围内时，才在从步骤33′开始的步骤中按照FSE序列或FASE序列等的序列，收集成像数据。
因此，能够总是根据血流信号的强度按恰当的定时收集成像数据，其结果为，可以生成良好地增强了目标血管的血管图像。
也就是说，如上的磁共振成像装置20使用根据来自作为目标的血管的血流信号强度、血流信号的相位变化量或者血流速等的血流信息而生成的触发，来收集成像用的数据。更为具体而言，磁共振成像装置20在成像扫描中所取得的血流信号强度、血流信号的相位变化量或者血流速度成为由预先所设定的阈值确定的预定范围内时，才收集成像数据。
(效果)
因此，根据磁共振成像装置20，能够按照实时取得的血流信息，以恰当的定时收集成像数据。借此，可以使血管图像的描绘性能得到提高。该效果特别在执行成像数据的收集定时较为重要的非造影MRA时较为显著。
也就是说，以往，因为执行ECG-prep扫描等的预扫描，并在预扫描的执行时以被认为是恰当的成像数据的收集定时(延迟时间)来执行成像数据的收集，所以在预扫描的执行时和成像扫描的执行时血流的状态发生了变化的情况下，存在恰当的成像数据收集定时(延迟时间)也发生变化的可能性。
对此，就磁共振成像装置20而言，因为在成像扫描的执行中根据断续或者连续观测到的作为目标的血管的血流信息，来生成成像序列的开始所使用的触发，所以，可以适应成像扫描执行中被检测体P的状态，以更为良好的定时收集成像数据。因此，作为取代以往以来一直使用的预扫描法的技术，被人们所期待。而且，由于不断地以良好的定时实施数据收集，因而能够实现稳定的血管图像描绘。
另外，还可以根据血流信息，按任意的定时生成触发。因此，即便在收集抑制了血管部分的亮度的black blood图像时，也可以通过生成触发以便按血流信号的强度较小的定时或血流的速度较慢的定时收集成像数据，从而来获得对比度稳定的图像。
除此之外，与一边改变延迟时间一边遍及多个心跳地执行的ECG-prep等的预扫描相比，因为收集探针数据所需的预扫描较短，所以带来摄像时间的缩短化。
再者，根据磁共振成像装置20，不需要ECG同步，并且不仅仅是FBI法，还可以使用于TOF法等各种各样的成像法中。换言之，在FBI法中可以不使用ECG同步。