专利名称：磁共振成像设备的制作方法在执行取决于血流速度的脉冲序列时，可预先测量血流速度。作为测量血流速度 的一种方法，已知的是一种执行扫描的方法，用于测量血流速度，从而使操作人员从每个所 获取磁共振图像中找出血管以及围绕这个血管以作为ROI (感兴趣区域)。[专利文献1]日本未审查专利公开No. 2005-30515
技术问题但是出现以下问题因为当例如血管较小时，设置感兴趣区域ROI的工作变得很 麻烦。因此希望解决此问题。问题的解决方案本发明的一个方面是一种磁共振成像设备，它执行用于生成每个自旋的与该自旋 的流速对应的相移的脉冲序列，由此从受检者获取磁共振信号，并且根据磁共振信号的每 个来确定受检者的各血管的位置，包括血管位置指定装置，用于根据磁共振信号的信号强 度随时间的变化以及自旋的流速随时间的变化来指定各血管的位置。本发明的另一个方面是磁共振成像设备的一种程序，它执行用于生成每个自旋的 与该自旋的流速对应的相移的脉冲序列，由此从受检者获取磁共振信号，并且根据磁共振 信号的每个来确定受检者的各血管的位置，其中，提供程序以执行血管位置指定过程，用于 根据磁共振信号的信号强度随时间的变化以及自旋的流速随时间的变化来指定各血管的 位置。发明的有利效果本发明能够易于根据各磁共振信号的信号强度随时间的变化以及流速随时间的 变化来判定各血管的位置。通过以下对附图所示的本发明的优选实施例进行的描述，本发明的其它目的和优点将会非常明显。图1是示出根据本发明的第一实施例的磁共振成像设备1的简图。图2是示出MRI设备1的处理流程的简图。图3是示出受检者13的层片SL的位置和通过相衬度(phasecontrast)方法所得 到的电影图像的简图。图4是确定最大值c_maX(X，y)时使用的说明图。图5是示出表示等式(2)或等式(3)对于层片SL的平面的各位置(x，y)是否成立的二值图像的一个示例的简图。图6是示意示出所提取血管区域的简图。图7是用于描述用于确定数据c (X，y，t)的时间方向的相关性关于彼此相邻的像 素是否较高的方法的一个示例的简图。图8是示出根据第三实施例的流程的简图。图9是用于说明根据第三实施例的流程的简图。图10是示出根据第四实施例的处理流程的简图。图11是用于说明根据第四实施例的处理流程的简图。图12是用于说明根据第四实施例的另一个处理流程的简图。圈5等等。磁场发生器2具有保持受检者13的膛21、超导线圈22、梯度线圈23和发射线圈 24。超导线圈22施加静态磁场B0，并且梯度线圈23在频率编码方向、相位编码方向和层片 选择方向施加梯度磁场。发射线圈M发射RF脉冲。顺便提到，虽然当前实施例中使用超 导线圈22，但是永磁体可用于代替超导线圈22。托架4配置成使得能够从台架3移动到膛21。受检者13由托架4传送到膛21。接收线圈5附连到受检者13的各腿部13a。接收线圈5接收从受检者13所生成 的每个磁共振信号。MRI设备1还具有定序器6、发送器7、梯度磁场电源8、接收器9、中央处理器10、 输入装置11和显示装置12。在中央处理器10的控制下，定序器6向发送器7传送与脉冲序列的各RF脉冲有 关的信息(中心频率、带宽等)，并且向梯度磁场电源8发送与梯度磁场有关的信息(梯度 磁场的强度等)。发送器7根据从定序器6所传送的信息来输出用于驱动发射线圈M的驱动信号。梯度磁场电源8根据从定序器6所发送的信息来输出用于驱动梯度线圈23的驱 动信号。接收器9对接收线圈5所接收的每个磁共振信号进行例如数字转换等信号处理， 并且将其输出给中央处理器10。中央处理器10控制MRI设备1的相应部分的操作，以便实现MRI设备1的各种操 作，例如向定序器6和显示装置12传送必要信息以及根据从接收器9所接收的各信号来重 构图像。中央处理器10例如由计算机来配置。中央处理器10具有图像生成装置101和血 管位置指定装置102。图像生成装置101生成图像CIk(其中k = 1至m)，稍后进行描述。 血管位置指定装置102根据图像CIk(其中k = 1至m)来指定血管位置。顺便提到，中央处理器10通过执行预定程序来用作图像生成装置101和血管位置指定装置102。输入装置11响应操作人员14的操纵而向中央处理器10输入各种指令。显示装 置12在其上显示各种信息。按以上所述来配置MRI设备1。接下来将说明MRI设备1的处理流程。图2是示出MRI设备1的处理流程的简图。将说明处理流程，同时在描述图2时 根据需要参照图3至图6。顺便提到，将对于确定受检者13的各腿部13a中的每个血管的 位置的示例来进行以下描述。但是，本发明可适用于确定受检者13的任意部位或区域中的 血管、如受检者13的腹部区域中的血管的位置的情况。在步骤Si，操作人员14将层片SL设置到受检者13的腿部13a(参见图3 (a))。顺 便提到，虽然图3(a)中仅设置一片层片SL，但是可设置多片层片。在已经设置层片SL之后，执行使用相衬度方法的脉冲序列，以便从层片SL获取磁 共振信号，并且由此生成电影图像，其中的每个取决于磁共振信号的强度和各自旋的流速。 在相衬度方法中，自旋的相移的幅值能够按照自旋的流速来改变。相应地，与各自旋的流速 有关的信息能够通过经由相衬度方法获取的磁共振信号来获得。在第一实施例中，在以脉 冲序列改变梯度磁场的极性的同时执行成像两次，由此获取复合数据Π和f2。图像生成装 置101(参见图1)根据这些复合数据fl和f2(参见图3(b))来生成电影图像，其中的每个 取决于各磁共振信号的强度和各自旋的流速。图3(b)是示意示出取决于每个磁共振信号的强度和各自旋的流速的各电影图像 的简图。例如，图像CIk(其中k = 1至m)能够通过求复合数据f 1和f2的微分来获得。图 像CIk(其中k= 1至m)中的各像素的位置和时间以(x，y，t)来表达。各像素所表示的数 据以c(x，y，t)来表达。在当前实施例中，数据c(x，y，t)由下式⑴定义c(x，y，t)= a (χ, y, t) *sin ( π (χ, y, t) /VENC/2)··· (1)其中，a (χ, y，t)在各像素的位置和时间(x，y，t)的信号强度，ν (x, y，5)在各像素的位置和时间(x，y，t)的自旋的流速，以及VENC 速度编码的梯度量。关于在χ = Xi 和 y = Yj 处的像素的数据 c (Xi, Ji,、)、c (Xi, Ji, t2)、c (χ” Yj, tm) 在图3(b)中作为代表示出。在已经生成图像(11至(1111之后，操作人员14进行步骤S2。在步骤S2，血管位置指定装置102(参见图1)首先计算数据c (X，y，t)的绝对值 c(x，y，t) |，并且确定层片SL的平面的各位置(x，y)的绝对值|c(x，y，t) |在时间方向的
最大值c_max(x，y)(参见图4)。图4是确定最大值c_maX(X，y)时使用的说明图。图4(a)是示出图像CI1至CIm的简图。当例如确定层片SL的平面的位置(Xi，Yj)处的最大值cjiiax (X，y)时，血管位置 指定装置102使用位置(Xi，Yj)处的数据c(Xi，Yj, t)(参见图4(b))。图4(b)是示出数据序列Cu的简图，其中位置(Xi，Yj)处的数据c(Xi，Yj, t)按照 时间序列来排列。血管位置指定装置102确定关于数据序列Cij的各数据c (Xi，yj; t)的绝对值c(Xi，y」，t) |，并且确定各绝对值|c(Xi，yj，t) I在时间方向的最大值C_max(xi，yj)。图4(b) 中，在时间ta的数据c(Xi，ypta)的绝对值|c(Xi，ypta)|取时间方向的最大值。相应地， 最大值c_maX(Xi，Yj)按照下式(2)来表达c_max(xi，Yj) = c(Xi, Jp tj | ..“2)因此，位置(Xi，Yj)处的绝对值|c(Xi，Yj, t) I在时间方向的最大值c_maX(Xi，Yj) 能够根据等式( 来计算。以上描述中已经示出用于计算层片SL的平面的位置(Xi，Yj)处的最大值C_ MaX(Xijyj)的过程。但是，能够通过相同过程来确定层片SL的平面的任何其它位置(x，y) 处的最大值cjiiax (X，y)。例如，层片SL的平面的位置(xp，yq)处的最大值c_maX(Xp，yq) (参见图4(a))能够从其中位置(xp，yq)处的数据c(xp，yq, t)按时间序列排列的数据序列 CM(参见图4(c))来计算。血管位置指定装置102确定关于数据序列Cm的数据cOv yq, t)的绝对值IcOv yq, t) I，并且确定绝对值IcOv yq, t) |在时间方向的最大值cjiiax (xp， yq)。在图4(c)的数据序列Cm中，在时间te的数据cUp，yq, t0)的绝对值I (xp，yq, t0) 取时间方向的最大值。相应地，最大值cjiiaxOvy,)按照下式(3)来表达c_max(xp, yq) = |cOcp，yq, t0) | ... (3)因此，位置(Xp，yq)处的绝对值|cOv yq, t) |在时间方向的最大值cjiiax (xp，yq) 能够根据等式( 来计算。在按照上述过程对层片SL的平面的各位置(X，y)确定了数据c (X，y，t)的绝对 值|c(x，y，t) I在时间方向的最大值cjiiax(x，y)之后，操作人员14进行步骤S3。在步骤S3，血管位置指定装置102确定在步骤S2所确定的最大值cjiiax (χ, y)是 否小于阈值c_limit。一般来说，最大值c_maX(X，y)趋向于在产生于血管的每个磁共振信 号的情况下变大，而最大值cjiiax(X，y)趋向于在产生于固定组织的每个磁共振信号以及 来自受检者13体外的信号的情况下变小。因此，能够确定当下式(4)成立时，它表示产生 于固定组织或噪声的磁共振信号。另一方面，能够确定当下式( 成立时，存在它表示产生 于血管的磁共振信号的高可能性。c_max (χ, y) < c_imit ... (4)c_max(x, y) ^ c_limit ...(5)顺便提到，c_limit能够通过迭代计算等等来优化。例如，在层片SL的平面的位置(Xi，y」)，最大值cjiiax (Xi，y」)大于阈值c_limit， 如图4(b)所示。因此，由于等式(5)在层片SL的平面的位置(Xi，Yj)成立，所以认为血管 的可能性较高。另一方面，在图4(c)所示的层片SL的平面的位置(Xp，y(1)处最大值cjiiax(Xp，y,) 小于阈值(3_1加^。因此，由于等式⑷在层片SL的平面的位置Up，y,)成立，所以认为固 定组织或噪声的可能性较高(即，血管的可能性较低)。类似地，确定等式⑷或(5)关于层片SL的平面的任何其它位置(x，y)是否成立 (参见图5)。图5是示出表示等式⑷或(5)对于层片SL的平面的各位置(X，y)是否成立的 二值图像的一个示例的简图。图5 (a)是示出层片SL的平面的简图，以及图5(b)示出表示等式⑷或(5)在位于图5(a)所示的层片SL的部分区域R之内的各位置处是否成立的二值图像。图5(b)中，所示加对角阴影的各像素指示在层片SL的区域R中等式(4)成立的位 置(即，固定组织的可能性或者受检者体外的可能性较高的位置)。例如，由于在位置Ov Yq)处根据数据序列(^所计算的最大值cjiiaxOv yq)在等式(4)中成立，所以像素P (xp， yq)指示固定组织或者受检者体外的可能性较高的位置。另一方面，每个开放像素(open pixel)指示在层片SL的区域R中等式( 成立 的位置(x，y)(即血管的可能性较高的位置)。例如，由于在位置(Uj)处根据数据Cij所 计算的最大值cjiiax(Xi，Yj)满足等式(5)，所以像素P(Xi，Yj)指示血管的可能性较高的位置。因此，血管的可能性较高的各像素(开放像素)可通过确定等式(4)是否成立来 指定。虽然为了说明方便起见在图5的层片SL的部分区域R中示出血管的可能性较高的 各像素(开放像素)，但是血管的可能性较高的像素实际上在层片SL的整个区域上来指定。 在已经执行步骤S3之后，操作人员14进行步骤S4。在步骤S4，血管位置指定装置102(参见图1)耦合血管的可能性较高的像素(图 5所示的开放像素)内彼此相邻的像素，并且提取血管区域(参见图6)。图6是示意示出所提取血管区域的简图。将邻接像素相互耦合实现了血管区域Rl和R2的提取。顺便提到，由于像素PUr，ys)属于图6中的开放像素，所以它对应于在步骤S3判 断为血管的可能性较高的像素。但是，像素PUr，ys)由固定组织的像素或者位于受检者13 体外的像素包围(图6中所示加对角阴影的像素)。因此，甚至在判断为血管的可能性较高 的像素的情况下，认为在像素由固定组织的像素或者受检者13体外的像素包围的地方，血 管的可能性较低。因此，将像素判定为没有对应于血管。该流程按照上述方式结束。—般来说，最大值c_maX(X，y)趋向于在产生于血管的每个磁共振信号的情况下 变大，而最大值c_maX(X，y)趋向于在位于受检者13体外的信号(噪声)的情况下变小。 相应地，血管区域能够通过从取决于信号强度和流速的图像CIk计算层片SL的每一个位置 (X，y)的最大值c_max(x，y)来提取。在第一实施例中，各血管的位置根据数据c(x，y，t)的绝对值|c(Xi，yj; t) |在时 间方向的最大值Cjnax(X，y)来指定。但是，由于在没有使数据c(x，y，t)成为负值的情况 下不需要确定绝对值|c(x，y，t) |，所以血管的位置可根据数据c(x，y，t)在时间方向的最 大值来指定。此外，对数据c(x，y，t)进行加权，并且各血管的位置可根据加权的数据c (X， 1，t)来指定。顺便提到，数据c(x，y，t)属于取决于信号强度a(x，y，t)和流速ν(x，y，t)(参见 等式(1))的数据。相应地，各血管的位置可通过以下来指定确定信号强度a(x，y, t)和 流速v(x，y，t)而无需确定数据c(x，y，t)，以及分析信号强度a(x，y，t)随时间的变化以 及流速v(x，y，t)随时间的变化。(2)第二实施例将说明第二实施例，同时参照图2所示的流程。顺便提到，由于第二实施例在步骤 Sl至S3方面与第一实施例相同，所以省略步骤Sl至S3的描述，因此仅说明步骤S4。
在第二实施例的步骤S4，血管位置指定装置102(参见图1)确定关于在步骤S3判 定为各血管的可能性较高的像素(图5所示的开放像素)中彼此相邻的像素，数据c (x，y， t)的时间方向的相关性是否较高。图7是用于说明用于确定关于彼此相邻的像素，数据c(x，y，t)的时间方向的相关 性是否较高的方法的一个示例的简图。当关于例如邻接像素P(Xi，y」)和PO^yjJ来确定数据c(x，y，t)的时间方向的 相关性时，可计算在像素P (Xi, Yj)的数据序列Cij与在像素P (xi; Yj^1)的数据序列Ci, 之 间的相关性系数C0R。一般来说，数据c(x，y，t)的时间方向的相关性系数COR趋向于在各 血管的像素变大。因此，当相关性系数COR较大(例如COR >0. 8)时，认为对应像素是血管 像素。另一方面，当相关性系数COR较小(例如COR <0.8)时，认为血管像素的可能性较 低。因此，即使在步骤S3错误地确定非对应于血管的像素属于血管的可能性较高的像素， 也能够通过在步骤S4计算相关性系数COR将其从血管像素中排除。在第二实施例中，当确 定数据c(x，y，t)的时间方向的相关性较高时，邻接像素相互耦合，并且由此提取各血管区 域。因此能够以高准确度来提取血管区域。顺便提到，由于静脉的流速比动脉要慢，所以相关性系数COR的值变小，其取决于 静脉的流速，而与静脉的各像素的存在无关，使得可判断不是血管像素。虽然像素P(Xi，yP 已经确定为对应于其中例如血管的区域Rl属于静脉区域的血管像素，可能判断像素P (Xj， Yj-:)不是血管像素。作为一种用于避免这类误判的方法，考虑例如其中确定在像素P(Xi， Yj)的数据序列Cij的平均值Ml及其标准偏差ο 1以及在像素P (xi; Yj^1)的数据序列Ci, 的平均值M2及其标准偏差。2并且由此执行F测试和T测试的情况。一般已知，当静脉像 素相互比较时，数据c(x，y，t)的数据序列的平均值趋向于近似为相同值，并且数据c(x，y， t)的数据序列的平均值也趋向于近似为相同值。因此，允许F测试和T测试通过时，对应 像素可判断为静脉像素。因此，当允许F测试和T测试通过时，即使从血管像素中排除像素 P (xi; γ」-)，但从相关性系数COR的值进行确定的情况下，像素(P(Xi，Yj^1)也能够确定为对 应于静脉像素，由此使得能够以较高准确度来提取血管区域。(3)第三实施例将参照图8所示的流程来说明第三实施例。图8是示出根据第三实施例的流程的简图。由于第三实施例在步骤Sl和S2方面与第一实施例相同，所以将省略步骤Sl和S2 的描述。在步骤S2已经结束之后，操作人员14进行步骤S21。在步骤S21，血管位置指定装置102(参见图1)消除了伪像(artifact)的可能性 较高的像素。顺便提到，虽然以下描述将对像素P(Xi，y」)的伪像可能性较高的一个示例来 进行，但是能够通过相似方法来确定其它像素是否也是伪像。在时间方向的数据c(Xi，yj; t)之间的微分首先对在像素P(Xi，Yj)处的数据序列 Cij (参见例如图4(b))来执行(参见图9)。图9(a)是示意示出在像素P(Xi，Yj)的数据序列Cij的简图，以及图9(b)是示意 示出通过在时间方向的数据序列Cu的数据c(Xi，t，t)之间微分所得到的差分数据序列Dij 的简图。差分数据序列Du在时间tn(其中η = 1至m_l)的数据(以下称作“差分数据”)d(Xi, Yj, tn)在下式(6)中使用数据 c (Xi，Yj, tn+1)和 c(Xi，Yj, tn)来表达d(Xi, Yj, tn)= c (Xi, Yj, tn+1)-c (Xi, Yj, tn) ... (6)因此，例如，在时间tk的差分数据d(Xi，yj; tk)在下式(6’ )中通过等式(6)来表 达d(Xi, Yj, tk)= c(xi; Yj, V1)-c (xi Yj, tk) …(6，)在已经确定差分数据d(Xi，yj，tn)之后，确定差分数据d(Xi，yj，tn)的绝对值|d(Xi， Yj, tn) I在时间方向的最大值d_maX(Xi，Yj) 0图9(b)中，在时间ta的差分数据的绝对值
d(Xi，yj，ta) I取时间方向的最大值。相应地，最大值d_maX(Xi，yj)按照下式(7)来表达d_max (Xi，Yj) = | d (Xi，y」，t α)随后，将在差分数据序列Du的最大值d_max (χ,，Yj)和在数据序列Cu的最大值c_ MaX(Xij7j)相互进行比较。一般来说，数据c(x，y，t)在血流的情况下在时间方向平滑且逐 渐地改变。因此，在血管像素的情况下，在差分数据序列Dij的最大值d_maX(Xi，yj)必然产 生比在数据序列Cij的最大值cjiiax(Xi，Yj)小的值。另一方面，在例如伪像等异常信号的 情况下，不必使最大值d_maX(Xi，yp为小值。因此，当下式(8)成立时，能够判断为指示产 生于伪像的磁共振信号。另一方面，当下式(9)成立时，能够确定产生于血管的磁共振信号 的可能性较高。d_max(xi, Yj) > constl*c_max (Xi, y」)...(8)d_max(xi, Yj) < constl*c_max (Xi, y」)...(9)顺便提到，const 1具有经验值。因此，伪像可通过确定等式(8)是否成立来排除，由此使得能够以较高准确度来 提取血管。在排除伪像之后，操作人员14进行步骤S3和S4，其中提取血管区域。顺便提到，在以上描述中，根据在差分数据序列Dij的最大值d_maX(Xi，y)与在数 据序列Cu的最大值cjiiax(Xi，&)之间的比较结果，来排除伪像。但是，确定差分数据序列 Dij的标准偏差d_std(Xi，Yj)和数据序列Cij的标准偏差d_std(Xi，Yj)，并且由此可根据这 些标准偏差d_std(Xi，Yj)和c_std(Xi，Yj)之间的比较结果来排除伪像。由于数据c(Xi， Yj, t)在血流的情况下在时间方向平滑且逐渐地改变，所以差分数据序列Dij的标准偏差d_ StcKxi, Yj)必然产生比数据序列Cij的标准偏差c_std(Xi，Yj)小的值。另一方面，在例如 伪像等异常信号的情况下，不必使标准偏差d_std(Xi，yj)为小值。因此，当下式(10)成立 时，能够判断为指示产生于伪像的磁共振信号。另一方面，当等式(11)成立时，能够判断产 生于血管的磁共振信号的可能性较高。d_std(xi, Yj) > const2*c_std(xi, y」)...(10)d_std(xi, Yj) ^ const2*c_std(xi, Yj) ··· (11)顺便提到，COnSt2指示经验值。因此，伪像甚至能够通过比较标准偏差来排除，由此使得能够以较高准确度来执 行血管的提取。可考虑最大值d_maX(Xi，Yj)与c_maX(Xi，Yj)之间的比较结果以及标准偏差d_ StcKxi, Yj)与c_std(Xi，Yj)之间的比较结果来排除伪像。
(4)第四实施例图10是示出根据第四实施例的处理流程的简图。顺便提到，将说明图10的处理 流程，同时在其描述时根据需要参照图11和图12。在步骤Si,首先设置层片SL(参见图11 (a))。在已经设置层片SL之后，执行使用 相衬度方法的脉冲序列，以便从层片SL获取磁共振信号，并且由此生成各指示磁共振信号 的强度的电影图像以及各取决于磁共振信号的强度和各自旋的流速的电影图像。在相衬度 方法中，自旋的相移的幅值能够按照自旋的流速来改变。相应地，与各自旋的流速有关的信 息能够通过经由相衬度方法获取磁共振信号来获得。在第四实施例中，在以脉冲序列改变 梯度磁场的极性的同时执行成像两次，由此获取复合数据fl和f2。图像生成装置101 (参见 图1)根据这些复合数据fl和f2来生成电影图像，其中的每个取决于磁共振信号的强度和 自旋的流速。图U (b)示出指示信号强度的强度图像AIk(其中k = 1至m)，以及图11 (c) 示出取决于信号强度和流速的图像CIk(其中k= 1至m)。强度图像AIk(其中k= 1至m) 能够作为例如复合数据的绝对值|fl| (= |f2|)来获得。图像CIk(其中k= 1至m)能够 通过例如求复合数据Π和f2的微分来获得。强度图像AI1至AIm的相应像素的位置和时间以(x，y，t)来表达。各像素所表示 的信号强度以a(x，y，t)来表达。在χ = Xi和y = yj处的像素的信号强度a(Xi，yj; t^、 a(Xi，ypt2)、c(Xi，yptm)通常如图11(b)所示。顺便提到，由于各取决于信号强度和流速 的图像CI1至CIm与第一实施例中采用的相似，所以将省略其描述。在已经生成强度图像AI1至AImW及各取决于信号强度和流速的图像CI1至(1111之 后，操作人员14进行步骤S11。在步骤S11，使用强度图像AI1至AIm对层片SL的平面的各位置(x，y)计算信号 强度a(x，y，t)在时间方向的最大值a_maX(X，y)。图12是计算时间方向的信号强度a(x，y，t)的最大值a_maX(X，y)时使用的说明 图。图12(a)是示出强度图像AI1至AIm的电影图像的简图。当例如计算在层片SL的平面的位置(xt，yu)处的信号强度a(xt，yu，t)在时间方 向的最大值a_maX(Xt，yu)时，在层片SL的平面的位置(xt，yu)处的信号强度a(xt，yu, t^ 至a(xt，yu，tm)可取自强度图像AI1至AIm(参见图12(b))。图12(b)示出指示信号强度a(Xpyl^t1)至a(xt，yu，tm)随时间的变化的强度数据 序列Atu。确定强度数据序列Atu实现了在层片SL的平面的位置(xt，yu)处的信号强度在时 间方向的最大值a_maX(Xt，yu)的计算。在以上描述中已经示出了计算层片SL的平面的位置(xt，yu)处的信号强度a(xt， yu，t)在时间方向的最大值a_maX(Xt，yu)的过程。但是，在层片SL的平面的各其它位置 (x，y)处的信号强度a(x，y，t)在时间方向的最大值也能够按照相似过程来确定。例如，在 层片SL的平面的位置(xv，yw)(参见图12(a))处的信号强度a(xv，yw，t)在时间方向的最 大值a_maX(Xy，yw)如图12(c)所示。能够从层片SL的平面的位置(xv，yw)处的信号强度 a(xv, yw,、)至a(xv，yw, tm)的强度数据序列Avw来确定最大值a_max(xv，yw)。在上述过程中对于层片SL的平面的各位置(X，y)确定了时间方向的信号强度 a(x，y，t)的最大值a_maX(X，y)之后，操作人员14进行步骤S12。
在步骤S12，确定在步骤Sll已经确定的时间方向的信号强度的最大值a_maX(X， y)是否小于阈值a_limit。一般来说，在时间方向的信号强度的最大值a_maX(X，y)趋向于 在受检者13体内变大，而在时间方向的信号强度的最大值a_maX(X，y)在受检者13体外变 小。因此，能够确定当下式(1 成立时，能够判断噪声的可能性较高。另一方面，能够确定 当下式(13)成立时，能够判断与噪声不同的信号(产生于受检者13体内的磁共振信号) 的可能性较高。a_max(x,y) < a_limit ...(12)a_max(x,y) ^ a_limit ...(13)顺便提到，a_limit能够通过迭代计算等等来优化。例如，在层片SL的平面的位置(xt，yu)，信号强度在时间方向的最大值a_maX(Xt， yu)大于阈值3_1加^，如图12(b)所示。因此，由于等式(13)在层片SL的平面的位置(xt， yu)成立，所以认为除噪声之外的信号(产生于受检者13体内的磁共振信号)的可能性较
尚ο另一方面，在图12(c)所示的层片SL的平面的位置(xv，yw)处，信号强度在时间方 向的最大值a_maX(Xv，yw)小于阈值a_limit。因此，由于等式(12)在层片SL的平面的位 置(xv，yu)成立，所以认为噪声(受检者体外的磁共振信号)的可能性较高。类似地，确定等式(12)或(13)关于层片SL的平面的任何其它位置(x，y)是否成 立。因此，通过确定在层片SL的整个平面上在时间方向的信号强度的最大值a_maX(X，y) 是否大于或等于阈值a_limit，能够有效地排除噪声。在步骤S12结束之后，操作人员14进 行步骤S2。由于步骤S2至S4与第一实施例中采用的相似，所以将省略其描述。在第四实施例中，在步骤S12已经确定在时间方向的信号强度的最大值a_maX(X， y)在层片SL的整个平面上是否大于或等于阈值a_limit。相应地，能够在步骤S4将像素 相互耦合之前有效地排除噪声，由此使得能够以较高准确度来提取血管区域。第四实施例已经说明了除了取决于信号强度和流速的图像CIk之外还生成强度图 像AIk的示例。但是，除了强度图像AIk之外(或者代替强度图像AIk)还可生成指示各自 旋流速的流速图像。由于静脉的流速比动脉要慢，所以能够通过生成流速图像来识别所提 取血管区域是属于静脉血管还是动脉血管。顺便提到，在第一至第四实施例的每个中使用了通过等式(1)所表达的数据c(x， y，t)。但是，由于数据取决于流速ν (x, y，t)和信号强度a (χ, y，t)，所以可使用与数据c (χ, y，t)不同的数据。例如，可使用通过将信号强度a(x，y, t)与流速v(x，y, t)彼此相乘所 得到的数据P(x，y，t)。在这种情况下，数据p(x，y，t)通过下式(14)来表达p(x，y，t) = a(x, y, t)*v(x, y, t) — (14)甚至当使用等式(14)代替等式(1)所定义的数据ρ (X，y，t)时，也能够指定各血 管的位置能够。可配置本发明的许多极为不同的实施例，而没有背离本发明的精神和范围。应当 理解，本发明并不局限于说明书中的具体实施例，而是由所附权利要求书来定义。


磁共振成像设备(1)执行用于生成每个自旋的与该自旋的流速对应的相移的脉冲序列、由此从受检者(13)获取磁共振信号，并且根据所述磁共振信号的每个来确定所述受检者(13)的各血管的位置。磁共振成像设备(1)包括血管位置指定装置(102)，用于根据所述磁共振信号的信号强度随时间的变化以及根据所述自旋的流速随时间的变化来指定各血管的位置。