"被検体内を移動する流体を対象に異なる時相で複数回の撮像を行う場合に、所定の時間分解能を満たす間隔で撮像を行う時間軸上の区間を決定する決定部と、前記区間内で前記時間分解能による複数回の撮像を行う撮像部とを備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。前記決定部は、前記区間を包含する全体区間において、前記所定の時間分解能を下回る低時間分解能による間隔で複数回の事前撮像を行い、該事前撮像によって収集された複数の画像に基づいて、前記所定の時間分解能を満たす間隔で撮像を行う時間軸上の区間を決定することを特徴とする請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。前記撮像部による複数回の撮像によって収集された複数の画像を時系列に沿って連続再生する再生制御部を更に備えたことを特徴とする請求項1又は2に記載の磁気共鳴イメージング装置。前記決定部は、前記複数回の事前撮像として、同期信号からの遅延時間を変化させながら心時相の異なる複数の画像を収集するECG-Prep撮像を行い、該ECG-Prep撮像によって収集された複数の画像、又は、該複数の画像に基づいて解析された信号値の推移を表示部に表示し、心収縮期と心拡張期との間に設定される前記区間の指定を受け付けることで、前記区間を決定し、前記撮像部は、前記区間内で、心臓から拍出される血液を描出するFBIFreshBloodImaging撮像法により、前記所定の時間分解能を満たす間隔で複数回の撮像を行うことを特徴とする請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置。前記決定部は、前記複数回の事前撮像として、同期信号からの遅延時間を変化させながら心時相の異なる複数の画像を収集するECG-Prep撮像を行い、該ECG-Prep撮像によって収集された複数の画像に基づいて解析された信号値の推移から、前記区間を決定し、前記撮像部は、前記区間内で、心臓から拍出される血液を描出するFBI撮像法により、前記所定の時間分解能を満たす間隔で複数回の撮像を行うことを特徴とする請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置。前記決定部は、前記複数回の事前撮像として、同期信号からのBBTIBlackBloodTimetoInversion時間を変化させながら時相の異なる複数の画像を収集するBBTI-Prep撮像を行い、該BBTI-Prep撮像によって収集された複数の画像、又は、該複数の画像に基づいて解析された信号値の推移を表示部に表示し、前記区間の指定を受け付けることで、前記区間を決定し、前記撮像部は、前記区間内で、撮像領域に流入又は流出する流体を該撮像領域とは独立した位置でラベリングすることで撮像領域に流入又は流出する該流体の信号値を高く又は低くするTime-SLIPTimeSpatialLabelingInversionPulse撮像法により、前記所定の時間分解能を満たす間隔で複数回の撮像を行うことを特徴とする請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置。前記決定部は、前記複数回の事前撮像として、同期信号からのBBTI時間を変化させながら時相の異なる複数の画像を収集するBBTI-Prep撮像を行い、該BBTI-Prep撮像によって収集された複数の画像に基づいて解析された信号値の推移から、前記区間を決定し、前記撮像部は、前記区間内で、撮像領域に流入又は流出する流体を該撮像領域とは独立した位置でラベリングすることで撮像領域に流入又は流出する該流体の信号値を高く又は低くするTime-SLIP撮像法により、前記所定の時間分解能を満たす間隔で複数回の撮像を行うことを特徴とする請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置。前記決定部は、前記区間を包含する全体区間において、前記所定の時間分解能を下回る低時間分解能による間隔で複数回の事前撮像を行い、該事前撮像によって収集された複数の画像に基づいて前記流体の流速を算出し、算出した流速から前記区間を決定することを特徴とする請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置。前記決定部は、該事前撮像によって収集された画像を用いて前記流体の移動距離を特定するとともに、特定した移動距離に対応する経過時間を該事前撮像に用いられたパルスシーケンス情報から取得し、該移動距離を該経過時間で除算することで前記流体の流速を算出し、算出した流速に基づいて前記区間を決定することを特徴とする請求項8に記載の磁気共鳴イメージング装置。前記決定部は、前記被検体から収集される心時相情報に基づいて前記区間を決定することを特徴とする請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。磁気共鳴イメージング装置で実行される磁気共鳴イメージング方法であって、被検体内を移動する流体を対象に異なる時相で複数回の撮像を行う場合に、所定の時間分解能を満たす間隔で撮像を行う時間軸上の区間を決定する決定工程と、前記区間内で前記時間分解能による複数回の撮像を行う撮像工程とを含んだことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。本発明が解決しようとする課題は、流体を効率的に撮像することである。実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、決定部と、撮像部とを備える。前記決定部は、被検体内を移動する流体を対象に異なる時相で複数回の撮像を行う場合に、所定の時間分解能を満たす間隔で撮像を行う時間軸上の区間を決定する。前記撮像部は、前記区間内で前記時間分解能による複数回の撮像を行う。図1に示すMRIMagneticResonanceImagingシステムは、架台部10断面図で示すと、互いに接続される様々な関連のシステム構成要素20とを含む。少なくとも架台部10は、通常シールドルーム内に設置される。図1に示す1つのMRIシステムは、静磁場B0磁石12と、Gx、Gy、及びGz傾斜磁場コイルセット14と、RFRadioFrequencyコイルアセンブリ16との実質的に同軸円筒状の配置を含む。この円筒状に配置された要素の水平軸線に沿って、被検体テーブル11によって支持された被検体9の頭部を取り囲むように示された撮像ボリューム18がある。MRIシステム制御部22は、表示部24、キーボード/マウス26、及びプリンタ28に接続される入力/出力ポートを備える。言うまでもなく、表示部24は、制御入力もまた備えるような多様性のあるタッチスクリーンであってもよい。MRIシステム制御部22は、MRIシーケンス制御部30とインタフェース接続する。MRIシーケンス制御部30は、Gx、Gy、Gz傾斜磁場コイルドライバ32、並びに、RF送信部34及び送信/受信スイッチ36同じRFコイルが送信及び受信の両方に使用されている場合を順に制御する。MRIシーケンス制御部30は、既にMRIシーケンス制御部30にて可能な、MRIデータ取得シーケンスを実行するための適切なプログラムコード構造38を含む。被検体の解剖学的組織上に適切に置かれた心拍信号取得装置8は、MRIシーケンス制御部30のトリガ信号とする末梢拍動及び心臓ゲート信号13の両方又は一方を出力することができる。MRIシステム20は、表示部24に出力する処理された画像データを作成できるように、MRIデータ処理部42に入力を供給するRF受信部40を含む。また、MRIデータ処理部42を、画像再構成プログラムコード構造44及びMR画像記憶部46にアクセスできるように構成してもよい例えば、実施形態及び画像再構成プログラムコード構造44に従った処理で得られたMRIデータを格納するために。また、図1は、MRIシステムプログラム/データ格納部50を一般化した描写を示す。MRIシステムプログラム/データ格納部50に格納されるプログラムコード構造例えば、心臓周期内の非造影MRAMagneticResonanceAngiography及び前段スキャンの心収縮期/心拡張期の決定、該決定用の操作者入力等の画像再生用には、MRIシステムの様々なデータ処理構成要素にアクセス可能なコンピュータ読み取り可能な記憶媒体に格納される。当業者には自明であるが、プログラム格納部50は、正常運転時にそのように格納されたプログラムコード構造に対して直近の必要性を有するシステムの処理コンピュータのうちの様々なコンピュータに分割し、且つ少なくとも一部を直結してもよいすなわち、MRIシステム制御部22に普通に格納したり、直結したりする代わりに。実際、当業者には自明であるが、図1の描写は、本明細書で後述する実施形態を実行できるように若干の変更を加えた一般的なMRIシステムの非常に高度に簡素化した図である。システム構成要素は、様々な論理収集のボックスに分割でき、通常、多数のデジタル信号処理装置DSPDigitalSignalProcessors、超小型演算処理装置、特殊用途向け処理回路例えば、高速A/D変換、高速フーリエ変換、アレイ処理用等を含む。これら処理装置のそれぞれは、通常、各クロックサイクル又は所定数のクロックサイクルが発生すると、物理データ処理回路がある物理的状態から別の物理的状態へ進むクロック動作型の状態機械である。動作中に、処理回路例えば、CPUCentralProcessingUnit、レジスタ、バッファ、計算ユニット等の物理的状態が、あるクロックサイクルから別のクロックサイクルへ漸進的に変化するだけでなく、連結されているデータ格納媒体例えば、磁気記憶媒体のビット格納部の物理的状態も、そのようなシステムの動作中に、ある状態から別の状態へ変わる。例えば、MRI再構成プロセスの終了時、物理的記憶媒体のコンピュータ読み取り可能なアクセス可能データ値格納場所のアレイは、いくつかの事前の状態例えば、全部一律のゼロ値又は全部1値から新しい状態に変わる。その新しい状態では、そのようなアレイの物理的場所の物理的状態は、最小値と最大値との間で変動し、現実世界の物理的事象及び状況例えば、撮像ボリューム空間内の被検体の動脈内を流れる血液を表現する。当業者には自明であるが、格納されたデータ値のそのようなアレイは、物理的構造を表し且つ構成もする。つまり、命令レジスタの中に順次読み込まれてMRIシステム20の1つ以上のCPUによって実行されたとき、動作状態の特定シーケンスが発生して、MRIシステム内中に移行されるコンピュータ制御プログラムコードの特定構造が構成される。下記の実施形態は、データ取得の処理と、MR画像の生成及び表示との両方又は一方を行うための改良された方法を提供する。実施形態に係るMRIシステムは、決定部と、撮像部とを備える。決定部は、被検体内を移動する流体例えば、血液、脳脊髄液CSFCerebrospinalFluidなどを対象に異なる時相で複数回の撮像を行う場合に、所定の時間分解能を満たす間隔で撮像を行う時間軸上の区間を決定する。また、撮像部は、決定した区間内で、所定の時間分解能による複数回の撮像を行う。例えば、決定部や撮像部は、MRIシステム制御部22内に備えられる図示を省略。例えば、決定部や撮像部は、MRIシーケンス制御部30や架台部10、その他関連する構成要素などである。以下では、実施形態の例として、いくつかのケースを説明する。なお、実施形態は、以下のケースに限定されるものではない。ケース1は、時間軸上の全体区間を低時間分解能で事前撮像し、この事前撮像によって収集された画像に基づいて、所定の時間分解能事前撮像時よりも高い時間分解能で撮像を行う区間以下、適宜関心区間というを決定するケースである。なお、ケース1-1は、FBIFreshBloodImaging撮像法を用いるケースであり、ケース1-2は、Time-SLIPTimeSpatialLabelingInversionPulse撮像法を用いるケースである。また、ケース2は、事前撮像を前提とせずに関心区間を決定するケースである。なお、ケース2-1は、同期信号からの最適な遅延時間を自動的に決定するAuto-ECGElectrocardiogramを用いて関心区間を決定するケースであり、ケース2-2は、抑制する背景信号のt1値に基づいて関心区間を決定するケースである。以下、各ケースを順に説明する。[ケース1]ケース1の場合について説明する。まず、ケース1-1において、決定部は、全体区間の事前撮像をECG-Prep撮像により行い、この事前撮像によって収集された画像に基づいて関心区間を決定する。そして、撮像部は、決定された関心区間内で、所定の時間間隔ECG-Prep撮像時よりも高い時間分解能を満たす複数回の撮像をFBI撮像法により行う。FBI撮像法は、3DFASEFastAsymmetricSpinEchoによる血管撮像法であり、同期信号例えばR波からの適切な遅延時間を設定し、心電同期又は脈波同期を用いて収集を行うことで、心臓から拍出される新しい血液を描出する撮像法である。また、ECG-Prep撮像は、FBI撮像法における遅延時間を設定するために、FBI撮像法による撮像に先行して行われる2DFASE撮像である。決定部は、全体区間の事前撮像をECG-Prep撮像により行い、同期信号例えばR波からの遅延時間を変化させながら心時相の異なる複数の画像を収集する。この時、決定部は、後の撮像よりも低い時間分解能で撮像を行う。また、決定部は、収集した複数の画像、又は、複数の画像に基づいて解析された信号値の推移を表示部に表示する。例えば、決定部は、ECG-Prep撮像によって収集された複数の画像を解析して信号値の変化が大きい領域を抽出し、抽出した領域について、基準となる画像と各画像との信号値差を求め、求めた信号値差をグラフ表示する例えば、この機能を、以下、適宜FBI-Naviという。続いて、決定部は、表示部に表示された画像や信号値の推移に対する操作者による指定を受け付けることで、関心区間を決定する。例えば、操作者は、表示部に表示された画像や信号値の推移を閲覧し、例えば、心収縮期から心拡張期に向けてMR信号の輝度が急激に変化する区間を指定する。なお、決定部は、操作者によって指定された区間に対応する画像を表示部に表示してもよい。これにより、操作者は、指定した遅延時間によりどの程度流体が描出されるかを事前に確認することができる。また、決定部は、ECG-Prep撮像によって収集された画像に基づいて解析された信号値の推移から、関心区間を自動的に決定してもよい。その後、撮像部は、決定された関心区間内で、FBI撮像法により、所定の時間分解能ECG-Prep撮像時よりも高い時間分解能を満たす間隔で複数回の撮像を行う。なお、MRIシステムは、撮像部による複数回の撮像によって収集された複数の画像を時系列に沿って連続再生する再生制御部を更に備えてもよい。例えば、再生制御部は、所定の心時相にて収集された各画像と、基準となる心時相にて収集された画像との差分画像を生成し、生成した各差分画像を連続再生する。流動する流体の映像が表示される。次に、ケース1-2において、決定部は、全体区間の事前撮像をBBTIBlackBloodTimetoInversion-Prep撮像により行い、この事前撮像によって収集された画像に基づいて関心区間を決定する。そして、撮像部は、決定された関心区間内で、所定の時間間隔BBTI-Prep撮像時よりも高い時間分解能を満たす複数回の撮像をTime-SLIPTimeSpatialLabelingInversionPulse撮像法により行う。Time-SLIP撮像法は、撮像領域に流入又は流出する流体を、この撮像領域とは独立した位置でラベリングタグ付けともいうし、撮像領域に流入又は流出する流体の信号値を高く又は低くすることで、流体を描出する撮像法である。Time-SLIP撮像法においては、同期信号例えばR波から一定の待ち時間後にTime-SLIPパルスを印加する。このTime-SLIPパルスは、領域非選択インバージョンパルス及び領域選択インバージョンパルスを含み、領域非選択インバージョンパルスは、オン又はオフを設定することができる。領域選択インバージョンパルスによって撮像領域に流入又は流出する流体をラベリングすると、BBTI時間後に流体が到達した部分の信号の輝度が高く領域非選択インバージョンパルスがオフの場合は低くなる。なお、ラベリング位置が撮像領域外に設定された場合、ラベリングされた流体は撮像領域に流入するので、ここではこれをフローインと呼ぶ。一方、ラベリング位置が撮像領域内に設定された場合、ラベリングされた流体は撮像領域に流出するので、ここではこれをフローアウトと呼ぶ。実施形態は、フローイン及びフローアウトのいずれにも適用することができる。また、領域選択インバージョンパルスによってラベリングを行う収集と、領域選択インバージョンパルスによってラベリングを行わない収集とを交互に繰り返すことで同時相にて2つの画像を収集し、収集した2つの画像の差分画像を用いてラベリングされた部分のみを抽出し、背景信号を抑制してもよい。更に、応用例として、ラベリングの手法は、上記した手法に限られるものではなく、例えば、ラベリングのパルスを連続的に照射するpCASLPulsedContinuousArterialSpinLabeling手法でもよい。また、BBTI-Prep撮像は、Time-SLIP撮像法におけるBBTI時間を設定するために、Time-SLIP撮像法による撮像に先行して行われる2DFASEのTime-SLIP撮像法による撮像である。決定部は、全体区間の事前撮像をBBTI-Prep撮像により行い、同期信号からのBBTI時間を変化させながら時相の異なる複数の画像を収集する。この時、決定部は、後の撮像よりも低い時間分解能で撮像を行う。また、決定部は、収集した複数の画像、又は、複数の画像に基づいて解析された信号値の推移を表示部に表示する。例えば、決定部は、BBTI-Prep撮像によって収集された複数の画像から背景信号を解析し、求めた信号値をグラフ表示する。続いて、決定部は、表示部に表示された画像や信号値の推移に対する操作者による指定を受け付けることで、関心区間を決定する。例えば、操作者は、表示部に表示された画像や信号値の推移を閲覧し、例えば、背景信号の信号値が0となる時点前後の所定範囲の区間を指定する。なお、決定部は、操作者によって指定された区間に対応する画像を表示部に表示してもよい。これにより、操作者は、指定した遅延時間によりどの程度流体が描出されるかを事前に確認することができる。また、決定部は、BBTI-Prep撮像によって収集された画像に基づいて解析された信号値の推移から、関心区間を自動的に決定してもよい。その後、撮像部は、決定された関心区間内で、Time-SLIP撮像法により、所定の時間分解能BBTI-Prep撮像時よりも高い時間分解能を満たす間隔で複数回の撮像を行う。なお、MRIシステムは、撮像部による複数回の撮像によって収集された複数の画像を時系列に沿って連続再生する再生制御部を更に備えてもよい。例えば、再生制御部は、ラベリングを行う収集とラベリングを行わない収集とを交互に繰り返すことで同時相にて収集された2つの画像間の差分画像を時相毎に生成し、生成した各差分画像を連続再生する。次に、ケース1-1及びケース1-2について、具体例を挙げつつ詳細に説明する。時間分解された非造影の磁気共鳴血管造影法MRAMagneticResonanceAngiographyにおいては、心収縮期から心拡張期を確実に含むようにR-R周期全体にわたって小さい増分の遅延時間反復でMR画像を連続的に取得すること、及び、心拡張期の明るい信号輝度が高い信号から心収縮期の暗い信号輝度が低い信号を減算することによって画像を得ることができる。この方法においては、心臓周期内の心収縮期から心拡張期までの間の血液移動の1枚以上の画像が得られる。しかし、心臓周期の適切な副周期すなわち副区間関心区間ともいうが、PQRSTU中のどこに存在するかは最初は分からない。このため、心臓周期R-R全体周期にわたって細かく切り離されたデータ取得シーケンスを得るために、全てのデータを微小増分の遅延時間で取得し、次に、a心拡張期及びb心収縮期における最も好適な画像を見つけて、時間分解された流体血管画像例えば、MRA画像を減算して生成する。この点、リソースの無駄な使用を減らすために、実施形態例えば、上述したケース1-1では、MRIシステムは、まず、全心臓周期を網羅するために、比較的大きく粗い増分例えば、100msなどによるECG-Prep撮像を実行する。また、MRIシステムは、FBI-Navi法又はいくつかの類似プログラムを使用して、急勾配の信号変化の始まりと終わりを操作者に選択させるための遅延時間に関する粗い信号輝度のグラフと、操作者が選択できるより微細な増分とを表示する。また、MRIシステムは、最終スキャンの反復間隔すなわち、所定の関心区間内で何回スキャンを反復できるかを自動的に計算できる。なお、後述のケース2にて述べるように、例えば、本願と同一譲受人に譲渡された米国特許出願第12/699,169号に記載されているように、MRIシステムは、心収縮期及び心拡張期を計算して心収縮期及び心拡張期の遅延時間を決定する目的で心拍数を使用するために、Auto-ECGモードを採用することができる。時間分解画像2D及び3Dを表示するために、MRIシステムは、明るい輝度が高い心拡張期画像の信号から暗い輝度が低い心収縮期画像の信号を又はその逆に自動的に減算する。映像モードにおいて、MRIシステムは、一連のそのような画像を、あたかも流動している血液のような動画で示すことができる。同様に、上述したケース1-2のように、Time-SLIP撮像法によって収集された時間分解画像では、MRIシステムは、2DBBTI-Prep撮像の成果物としてFBI-Naviのようなプロットグラフを表示でき、操作者は、2D及び3Dの両方又は一方で、データ取得用に望ましい周期パラメータ及び反復パラメータの両方又は一方を選択できる。時間分解非造影画像は、関連する信号変動領域この領域は、あるいは、操作者による選択に依拠する代わりに、検出された急勾配の傾斜周期を包含するように自動的にシステムにより選択されてもよい間にわたる信号取得継続時間から得ることができる。上述のインタフェース及びシステムスキャン動作及び減算のGUIGraphicalUserInterfaceは、あたかも流動しているような画像を生成することができると同時に、FBI及びTime-SLIP撮像で時間分解非造影画像を得るためのスキャン時間を低減できる。心臓周期内で特定の信号輝度変動が何時起こるか最初はわからないので、全心臓周期を網羅するために、小さい増分例えば、10msで複数のスキャンが使用されてきた。例えば、10msの間隔を使った場合、1,000msのR-R周期は、100のMRIデータ取得シーケンスが必要になる。1スキャン当たり3RR周期を使用して、3Dデータ2Dの空間データと1Dの時間を収集するために、2Dスキャンは、3RR×100=300RRs又は300心拍動を含むことになる。300×1000ms=300秒すなわち5分。4Dデータ3Dの空間データと1Dの時間を収集するためには、したがって、10スライス当たり50分かかることになる。その上、これらの多数の取得されたデータセットの取得後の処理プロセスには、長い時間がかかることになる例えば、減算用の心拡張期すなわち高輝度信号をどこで見つけるべきか、及び、最低すなわち心収縮期のピーク位相をどこで見つけることができるかが最初わからないので。上述のように、一般的に、特定の被検体に関する信号輝度曲線は事前に分からない。このため、全心臓周期の連続的に遅延されたスライス画像が、10~20msec程の小さい増分で、シングルショットのFSEFASE、又は、別の何か好適なMRAシーケンスEPIEchoPlanarImaging、bSSFPbalancedSteadyStateFreePrecessionなどを使って取得されていた。しかし、ここでは、例えばケース1-1においては、最初に粗い信号輝度曲線を確認するために、MRIシステムは、図2に示すように、全心臓周期を網羅するように、比較的大きい増分おおよそ100ms程を使うECG-Prep撮像を使うことができる。また、MRIシステムは、FBI-NaviECG時間に対する信号輝度のプロットを使うことによって、図3に示すように、連続した遅延するMRIシーケンスに対する、望ましい、より短い増分と、開始時点及び終了時点すなわち、関心区間とを選択できる。心拡張期に描出された画像の高輝度信号から心収縮期の低輝度信号を減算することによって、図5に示すように、移動中の血液信号を視覚的に表す時間分解MRA画像が得られる。ただし、S1、S2~Snは、心収縮期位相1、2~nである。映像モードで表示すると図6、非造影時間分解MRAを見ることができる。比較的小さい遅延増分で心収縮期から心拡張期へ変動する急勾配の信号のみを取得することによって、時間分解非造影MRA用に全体的により迅速なスキャン時間が可能になる。スキャン時間の更なる短縮は、以下を使って行うことができる。●T2プラスx-y磁化をz方向に向けるための、データ取得の最終時点における90度の反転パルス●実際のシングルショット時間を短縮して、TRrepetitiontimeを3RR間隔から1又は2RR間隔に減らすためのより高いパラレルイメージングファクタ●画像を作るために、取得されない部分中央以外の部分を取得して共有するために、心拡張期又は心収縮期における全サンプルと、k空間の中央部分とを使って、周辺k空間データを共有するためのキーホールスキャンこれにより、2D空間及び1D時間の画像、又は、3D空間及び1D時間の画像の非造影時間分解を得るためのスキャン時間は、より短くなる。スキャン周期の開始時点及び終了時点を選択すること、及び、遅延増分を事前設定すること例えば、システムに反復増分を計算させることによって、心収縮期から心拡張期まで使用するこの時間分解技術のために使いやすいGUIを提供できる。非造影時間分解画像2D空間1D時間=3D、又は、3D1D時間=4D撮像は、このタイプのECG-Prep撮像又はFBI-Naviの成果物を使って得られる。この手法がない場合、全心臓周期にわたる小さい反復増分で取得されたシングルショットFSE画像を取得するために時間を要した。しかしここでは、低輝度信号心収縮期トリガ時点から高輝度信号心拡張期トリガ時点までを網羅するために、スキャン開始時点及びスキャン終了時点と、必要なら、遅延増分とを選択するために、最初の粗いFBI-Naviの成果物を使用できる。システムは、自動的に反復間隔を計算して、様々な位相2D又は3Dスキャンで複数のスキャンを取得し、心拡張期のデータから心収縮期のデータ又はその逆を減算して、流動力学として時間分解MR画像を表示できる。この手法は、FBI-Navi、継続時間関心区間の選択自動的にシステムが選択できる急勾配傾斜検出、又は、操作者が選択できる信号変動領域を使って得られる時間分解非造影画像を提供できる。上述のインタフェース及びシステムスキャン動作及び減算の操作しやすいGUIは、あたかも流動しているような画像を生成できる。実施形態では、特定の被検体に関する心臓周期のR-R周期全体にわたる時間に対するMR信号輝度の曲線は、事前に分からないので、所与の被検体に対する間隔の粗いスキャンが、心収縮期及び心拡張期のタイミングの場所を迅速に見つけるために利用できる。例えば、図2に示すように、一連のMRIスライスイメージングシーケンスS1、S2~は、所与の被検体に対するR-R周期約650~1,300msec程であるとよいにわたる比較的大きい間隔例えば、100msec程で有効であるといえる。このようにして、R-R周期にわたるMR信号輝度を、図2に示すように、最小のMR信号輝度心収縮期のタイミングと最大のMR信号輝度心拡張期のタイミングとを識別できるように最初に描出する。その特定の被検体に関する心収縮期及び心拡張期の時間ポイントを識別すると、次に、R-R周期、すなわち、図3に示すように、心収縮期と心拡張期との間の最も望ましい部分を取り込むことができるように、より集中したすなわち、時間的間隔がより密接な一連の連続的に遅延されたMRIスライス撮像シーケンスを有効にできる。ここで、MRIシーケンスは、画像間に所望レベルの増分変動を得ることができるように、間隔例えば、10msec程をより密接にすることができる。このことによって、時間分解非造影MRA画像として2D及び3Dの両方又は一方の取得においてFBI-Naviなどの技術の使用が可能になる。これらの連続する画像が映像モードで表示されると、それらの映像は、撮像された被検体内の血管の中を流れる血液又は別の適切な管の中を流れる別の流体の血行力学的な表示らしく見える。しかし、所与の被検体に対するR-R間隔の間のMR信号強度曲線を描出するために、図2のように初期の粗いスキャンを最初に行い、次に、より精細に密接に切り離された連続画像に対する曲線の所望の部分例えば、心収縮期/心拡張期のみに集中することによって、効果的に相当な時間を節約できる。図4に示すように、一部の被検体は、2対以上の最小及び最大のポイントを有するMR信号強度曲線を有してもよい。図4に示すように、例えば、第1の最小及び第1の最大の心収縮期/心拡張期のポイントは、第1の一連の画像が取得される最大の上昇傾斜の輝度曲線を含む第1の区間I1を画定する。しかし、更に、この特定の被検体は、第2の最小及び第2の最大のポイントを有する第2の区間I2を表す。したがって、第2のより小さな上昇傾斜の領域を画定するこの第2のより小さな区間もまた、図4にも示すように、第2の一連の連続する遅延されたスライス撮像MRIシーケンスに取り込むことができる。実際、これによって、後の時間区分で発生する輝度曲線の上昇傾斜部分の取り込みが可能になる。図5は、動脈の撮像された部分を通って移動する血液の量を示す映像表示をシミュレートするために、様々なタイミングで撮像し、減算心拡張期-心収縮期などして、理想化した直線状の動脈部分を概略的に描写し、映像モード例えば、図6参照で表示できる一連の画像となっている。この種のFBI-Navi表示は、従来技術で公知であるが、図3及び図4に示すような識別された心収縮期/心拡張期の間隔において、密接な間隔の連続画像をより精密に制限できるように、図2のような、最初の粗くより長い間隔の描出シーケンスを使用すると、全データ取得時間を大幅に短縮できる。動脈信号輝度の変動は、心収縮期の終わりから心拡張期の始まりにかけて急激であるといえる。しかし、この変動のタイミングは被検体ごとに異なる。次第に増大する信号輝度がある場合、最も適切な時間帯を見つけるためには、心収縮期及び心拡張期のトリガ時点例えば、複数位相のECG-Prep撮像単一スライスを使って取得されるようなの大まかな推定を決定するためにFBI-Naviを使うことができる。時間分解非造影MRAに対する全取得時間を減らすためには、FBI-Navi、時間分解画像の成果物を使用すると、心収縮末期から心拡張初期に著しく増大する信号変動の周期中に、より効果的に取得できる。時間分解非造影MRA画像を効果的に得るために、心収縮末期から心拡張初期に著しく増大する信号変動周期を、図2に示すようにFBI-Naviを使って自動的に決定できる。その後、システムは、最適のスキャン周期を自動的に決定できる。心収縮期から心拡張期までの周期全体にわたって連続的に遅延されたスライス画像を取得するために、操作者が漸進的な遅延を選択して決定すること、及び、システムが好適な反復時間を計算することの両方又は一方が可能である。次に、システムは、心拡張期に描出された画像高輝度信号から連続する心収縮期の画像のそれぞれを減算し、一連の減算された画像を表示できる。FBI-Naviを使って測定された所望の信号変動周期例えば、心収縮後期から心拡張初期は、より小さい遅延増分で取得できる。又は、なお、後述のケース2にて述べるように、Auto-ECG例えば、米国特許出願第12/699,169号参照により計算された信号変動周期は、より小さい増分で使用できる。Auto-ECGは、心拍数及び測定された心収縮期及び心拡張期の周期を使用して、好適な遅延間隔を計算できる。Auto-ECGはまた、心収縮期及び心拡張期のトリガ遅延を自動的に決定できる。MRIシステムはまた、心収縮期/心拡張期の周期のみを自動的に決定して、操作者に望ましい増分遅延又は示唆された増分例えば、10~20msを決定させてもよい。次に、MRIシステムは、適切な反復時間を計算して、関連する周期にわたって連続画像を取得できる。次に、MRIシステムは、心拡張期にトリガされた画像高輝度信号から心収縮期画像を減算して、この減算された画像を表示する。なお、後述のケース2にて述べるように、Auto-ECGは、心拍数及び心収縮期及び心拡張期の周期を使って、心収縮期及び心拡張期のトリガ遅延を決定できる。したがって、時間分解非造影MRAデータは、より短時間で取得できる。取得周期は、容易な方法で選択でき、手動で行うには煩雑な減算などのデータ処理プロセスは、システム内で行うことができる。システム表示は、手動で表示することなく、映像モードで行うことができる。心収縮期/心拡張期の関心区間決定モジュール用のプログラムコード構造例を図7に示す。そこで、モジュールは、例えば、時間分解MRA画像を取得/表示する要求に関連する好適な操作者及びシステムの両方又は一方の命令を介して開始される。ステップS01で、粗いスキャンパラメータの操作者選択用に待機ループが開始される。該操作者選択には、例えばボックスaに示す項目が含まれるものとする。ボックスaで、操作者は、スキャン周期の開始及び停止の時点R-R間隔など、遅延時間増分などの反復回数又は大きさを画定できる又は単純に、システムに、これらの最初の粗いスキャンパラメータを自動的に決定させることを選択してもよい。操作者入力が完了したら、粗いFBI-NaviスキャンECG-Prep撮像がステップS02で実行される。更に、操作者入力が可能であるならすなわち、完全な自動システム入力を望まないなら、次に、時間に対する粗いスキャン信号の生成データがステップS03で表示され、その後、ステップS04で待機ループが開始されて、最終の心収縮期/心拡張期のスキャンパラメータの操作者選択が可能になる。ボックスbに示すように、そのような操作者選択には、複数の間隔に対する選択肢を含めることができる。しかし、少なくとも第1の間隔に対して操作者は、スキャンの開始及び終了の時点、並びに、第2のより小さい時間間隔を入力できる。又は単純に、システムに、次の時間分解MRAスキャンプロセス用の好適なより小さい時間間隔を自動的に決定させる選択をしてもよい。最終の操作者入力が完了すると、制御は、これらの操作者設定パラメータに従って実行される時間分解非造影MRAプロセスに向けて終了に進む例えば、図7の前半に記載した粗いスキャンプロセスによって決定される、より限定された心収縮期/心拡張期の区間単数又は複数内で、従来の時間分解非造影MRAが実行される別個のモジュールへ抜けて完了するなど。当業者には自明であるが、要望があれば、実質上、図7に示すプロセスの全ては、操作者が制御入力を反復することなく、システムが自動的に実行できるようにプログラムできるであろう。例えば、操作者入力がある場合は、時間分解非造影MRA用の全モジュールにおける基本設定パラメータなどの事前設定に限定できるであろう。[ケース2]次に、ケース2の場合について説明する。まず、ケース2-1において、決定部は、同期信号からの最適な遅延時間を自動的に決定するAuto-ECG撮像法を用いて関心区間を決定する。例えば、決定部は、被検体に装着された心臓信号取得装置8などから心時相情報例えば心電図を収集し、収集した心時相情報を解析することで心収縮期及び心拡張期を特定し、心収縮期から心拡張期に向けて信号値が急激に変化する区間を関心区間として自動的に決定する。また、ケース2-2において、決定部は、抑制する背景信号のt1値に基づいて関心区間を決定する。各組織が有するt1値は、その概略の範囲が予め既知であり、また、パルスシーケンスの条件によって各組織が有するt1値がどのような指数関数上で変化するかは予め既知であるとする。例えば、ケース1-1にて説明したFBI撮像法においては、心拡張期画像と心収縮期画像との差分画像を用いることが一般的であるので、背景信号は差し引かれ、背景信号の抑制が問題となることは少ないといえる。一方で、ケース1-2で説明したTime-SLIP撮像法においては、必ずしも差分画像を用いるとは限らないので、背景信号の抑制が望まれることがある。ここで、Time-SLIPパルスによって励起された背景信号のt1値は、上述した指数関数上で変化するが、この変化の過程においてt1値が0になるヌルポイントが存在する。このヌルポイントの前後における所定範囲の区間が、背景信号が抑制されて所望の信号が強調して描出されるスイートスポット区間であるといえる。そこで、決定部は、例えば、抑制する背景信号の組織が予め判明している場合などに、この組織が有するt1値がどのような指数関数上で変化するかを予め特定する。そして、決定部は、指数関数上のヌルポイントを特定するとともにスイートスポット区間を特定することで、所定の時間分解能を満たす関心区間を決定する。[その他のケース]その他のケースについて説明する。決定部は、関心区間を包含する全体区間において、所定の時間分解能を下回る低時間分解能による間隔で複数回の事前撮像を行い、この事前撮像によって収集された複数の画像に基づいて流体の流速を算出し、算出した流速から、関心区間を決定する。より具体的には、決定部は、事前撮像によって収集された画像を用いて流体の移動距離を特定するとともに、特定した移動距離に対応する経過時間を、この事前撮像に用いられたパルスシーケンス情報から取得し、移動距離を経過時間で除算することで流体の流速を算出する。そして、決定部は、算出した流速に基づいて関心区間を決定する。例えば、決定部は、所定以上の流速が存在する時間軸上の区間を、関心区間として自動的に決定する。また、例えば、決定部は、流速の変化を示すグラフを表示部に表示し、操作者による関心区間の指定を受け付ける。以下、決定部による流速算出処理を詳細に説明する。例えば、決定部は、ケース1-1と同様、ECG-Prep撮像によって、同期信号例えばR波からの遅延時間を変化させながら心時相の異なる複数の画像を収集する。次に、決定部は、所定の心時相にて収集された画像と、基準となる心時相にて収集された画像との差分画像を用いて、心時相の異なる画像毎に、流体の移動距離を特定する。上述したように、心時相の異なる画像間ではMR信号の輝度が異なる。このため、例えば、基準となる心時相にて収集された画像から所定の心時相にて収集された画像を減算することで、その間に被検体内を移動した流体例えば血液の信号を描出することができる。例えば、図8において、tnは基準の心時相を示し、S1tnは心時相tnにて収集されたMR信号を示す。図8に示すように、例えば、心収縮期にて心臓から拍出された血液のMR信号は、その輝度が低いので図8において例えば白色で表現、遅延時間の増分が大きくなるほど、徐々に輝度の低い部分が増える。画像1~画像6は、基準となる心時相の画像から各時相の画像を差し引いた画像であり、血液以外の情報が差し引かれ、血液のみが描出された画像となる。決定部は、例えば、この差分画像である画像1~画像6を輝度に基づいて解析し、例えば、輝度の高い部分と輝度の低い部分とを区別することで、各心時相における流体の移動距離を特定する。例えば、決定部は、図9に示すように、移動距離L2~L6を特定する。また、決定部は、各画像の移動距離毎に、経過時間をパルスシーケンス情報から取得する。例えば、ケース1において、各心時相に対応する経過時間は、パルスシーケンス情報として設定された遅延時間に相当する。このため、決定部は、パルスシーケンス情報として設定された遅延時間を取得する。例えば、決定部は、図9に示すように、遅延時間として、tN1msec、tn2msec、tn3msec、tn4msec、tn5msecを取得する。そして、決定部は、各移動距離及び各経過時間を用いて流速を算出する。例えば、決定部は、ある移動距離を、この移動距離に対応する経過時間で除算することで、その心時相に特定の特定速度を算出する。例えば、図9に示すように、決定部は、移動距離L3を、経過時間tn2-tnで除算することで、平均速度MV3を算出する。なお、速度の算出手法はこれに限られるものではない。例えば、図10に示すように、算出部は、画像6と画像5との差分である移動距離ΔL6を、経過時間tn5-tn4で除算することで、特定速度SVSpecificVelocityを算出してもよい。あるいは、例えば、図11に示すように、各心時相で累積した累積移動距離L6を累積経過時間tn5-tnで除算することで速度を算出してもよい。続いて、他の例を説明する。例えば、決定部は、ケース1-2と同様、BBTI-Prep撮像によって、同期信号例えばR波からのBBTI時間を変化させながら時相の異なる複数の画像を収集する。次に、決定部は、時相の異なる画像毎に、流体の移動距離を特定する。図12に示すように、BBTI時間の増分が大きくなるほど、徐々に輝度の高い部分が増える図12において例えば黒色で表現。決定部は、例えば、各画像を輝度に基づいて解析し、例えば、輝度の高い部分と輝度の低い部分とを区別することで、各時相における流体の移動距離を特定する。なお、ラベリングを行う収集とラベリングを行わない収集とを同時相にて交互に繰り返して2つの画像を収集した場合には、決定部は、収集した2つの画像の差分画像を用いてラベリングされた部分のみを抽出し、時相の異なる画像毎に、流体の移動距離を特定する。次に、決定部は、各画像の移動距離毎に、経過時間をパルスシーケンス情報から取得する。例えば、決定部が、FASE法を用いたTime-SLIP撮像法によって、時相の異なる複数の画像を収集した場合を想定する。この場合、決定部は、経過時間として、パルスシーケンス情報から、BBTI時間と実効エコー時間TEeffEffectiveTimetoEchoとを加算した値を取得する。また、決定部が、bSSFPbalancedSteadyStateFreePrecession法を用いたTime-SLIP撮像法によって、時相の異なる複数の画像を収集した場合を想定する。この場合、決定部は、k空間の中央から位相エンコードが配列されるセントリックオーダリングの場合には、経過時間として、パルスシーケンス情報からBBTI時間を取得する。一方、決定部は、k空間に位相エンコードが順次配列されるシーケンシャルオーダリングの場合には、経過時間として、パルスシーケンス情報から、BBTI時間と位相エンコード数の半数分に相当する時間とを加算した値を取得する。これらの経過時間は、k空間の中央付近に充填されるMR信号が収集された経過時間に対応することを意図するものである。更に、応用例として、ラベリングの手法は、上記した手法に限られるものではなく、例えば、ラベリングのパルスを連続的に照射するpCASLPulsedContinuousArterialSpinLabeling手法でもよい。以上述べた少なくとも一つの実施形態の磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法によれば、流体を効率的に撮像することが可能になる。本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。"