JP2009072249A - 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴画像生成方法 - Google Patents

Abstract

【課題】動脈と静脈とを含む撮影領域について、フェーズコントラスト法によって生成するＭＲＡ画像において、動脈と静脈とのそれぞれを分離して示す。
【解決手段】被検体の心拍運動が収縮期ＴＳである際に収集された第１の磁気共鳴信号に基づいて、第１の画像Ｉ１を時間軸に沿うように複数生成する。また、被検体の心拍運動が拡張期ＴＤである際に収集された第２の磁気共鳴信号に基づいて、第２の画像Ｉ２を時間軸に沿うように複数生成する。そして、その複数の第１の画像を合成することによって第１の合成画像を生成すると共に、その複数の第２の画像を合成することによって第２の合成画像を生成した後に、第１の合成画像と第２の合成画像との間において差分処理を実施することによって、差分画像ＣＩを生成する。
【選択図】図３

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置および磁気共鳴画像生成方法に関する。特に、フェーズコントラスト（ＰＣ：Ｐｈａｓｅ Ｃｏｎｔｒａｓｔ）法によって、被検体において血液が流れる動脈と静脈とを含む撮影領域から磁気共鳴信号を収集するスキャン（Ｓｃａｎ）を実施し、その撮影領域についてＭＲＡ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）画像を生成する磁気共鳴イメージング装置、および、この磁気共鳴信号に基づいて、ＭＲＡ画像を生成する磁気共鳴画像生成方法に関する。

磁気共鳴イメージング装置は、医療用途、産業用途などのさまざまな分野において利用されている。

磁気共鳴イメージング装置は、静磁場が形成された撮像空間において、被検体の撮影領域に電磁波であるＲＦパルスを照射することにより、その被検体の撮影領域におけるプロトン（ｐｒｏｔｏｎ）のスピン（ｓｐｉｎ）による磁化ベクトルを、核磁気共鳴（ＮＭＲ：Ｎｕｃｌｅａｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）現象によって励起させ、その励起された磁化ベクトルが元の磁化ベクトルへ戻る際に発生する磁気共鳴（ＭＲ）信号を収集するように、スキャンを実施する。そして、そのスキャンの実施によって収集された磁気共鳴信号を、ローデータ（Ｒａｗ Ｄａｔａ）とし、その被検体の撮影領域について磁気共鳴画像を生成する。

磁気共鳴イメージング装置においては、人体など、心拍運動をする生体を被検体とし、その被検体について、ＭＲＡと呼ばれる血管撮影が実施されている。

このＭＲＡにおいて、造影剤を使用しないイメージング方法として、位相シフト効果を用いたフェーズコントラスト法が知られている（たとえば、特許文献１）。

フェーズコントラスト法では、被検体の撮影領域にて流れる血液を含む血管部分と、その他の静止している部分とのそれぞれの間において、位相シフトが生ずるように、バイポーラパルス（ｂｉｐｏｌａｒ ｐｕｌｓｅ）である速度エンコード（ＶＥＮＣ：ｖｅｌｏｃｉｔｙ ｅｎｃｏｄｉｏｇ）勾配パルスを、イメージングパルスシーケンスに加えて、その撮影領域についてスキャンを実施する。

ここでは、撮影領域において流れる血液の速度に対応するように、速度エンコード勾配パルスを調整して設定する。そして、その速度エンコード勾配パルスが互いに反対の極性である場合のそれぞれについて、スキャンを実施する。たとえば、正の極性と負の極性との勾配パルスが順に並べられた速度エンコード勾配パルスを用いてスキャンを実施後に、負の極性と正の極性との勾配パルスが順に並べられた速度エンコード勾配パルスを用いてスキャンを実施する。その後、速度エンコード勾配パルスが前者のように構成された場合において収集された磁気共鳴信号から画像を生成すると共に、後者のように構成された場合において収集された磁気共鳴信号から画像を再構成する。そして、その再構成した２つの画像の間において、互いの画素値をサブストラクションする差分処理を実施することによって、ＭＲＡ画像を生成する。

このフェーズコントラスト法は、タイム・オブ・フライト（Ｔｉｍｅ ｏｆ Ｆｌｉｇｈｔ）法と比較して、広い撮影領域についてイメージングを実施できる利点を有する。

特開２００２−１６５７７１号公報

しかしながら、血液が流れる動脈と静脈とを含む撮影領域について、フェーズコントラスト法によってＭＲＡ画像を生成する場合においては、そのＭＲＡ画像において、動脈と静脈とのそれぞれを分離して表示させることが困難な場合がある。このため、診断効率を向上させることが困難な場合がある。

したがって、本発明は、動脈と静脈とを含む撮影領域についてフェーズコントラスト法によって生成するＭＲＡ画像において、動脈と静脈とのそれぞれを分離して示すことが容易であって、診断効率を向上させることが可能な磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴画像生成方法を提供する。

本発明は、フェーズコントラスト法によって、被検体において血液が流れる動脈と静脈とを含む撮影領域から磁気共鳴信号を収集するスキャンを実施し、前記撮影領域についてＭＲＡ画像を生成する磁気共鳴イメージング装置であって、前記磁気共鳴信号において、前記被検体の心拍運動が収縮期である際に収集された第１の磁気共鳴信号に基づいて、第１の画像を前記ＭＲＡ画像として前記収縮期における時間軸に沿うように複数生成する第１画像生成部と、前記磁気共鳴信号において、前記被検体の心拍運動が拡張期である際に収集された第２の磁気共鳴信号に基づいて、第２の画像を前記ＭＲＡ画像として前記拡張期における時間軸に沿うように複数生成する第２画像生成部と、前記第１画像生成部によって生成された複数の第１の画像を合成することによって第１の合成画像を生成すると共に、前記第２画像生成部によって生成された複数の第２の画像を合成することによって第２の合成画像を生成した後に、当該第１の合成画像と、当該第２の合成画像との間において差分処理を実施することによって、差分画像を生成する差分画像生成部とを有する。

好適には、前記第２画像生成部は、前記第１画像生成部が生成する第１の画像の枚数と同じ枚数になるように、前記第２の画像を複数生成する。

好適には、前記差分画像生成部は、前記複数の第１の画像の間において対応する画素の画素値について加算平均処理を実施し合成することによって前記第１の合成画像を生成すると共に、前記複数の第２の画像の間において対応する画素の画素値について加算平均処理を実施し合成することによって前記第２の合成画像を生成する。

好適には、前記差分画像生成部は、前記複数の第１の画像の間において対応する画素の画素値について最大値を投影する最大値投影処理を実施し合成することによって前記第１の合成画像を生成すると共に、前記複数の第２の画像の間において対応する画素の画素値について最大値を投影する最大値投影処理を実施し合成することによって前記第２の合成画像を生成する。

好適には、前記スキャンを実施するスキャン部と、前記被検体の心拍運動を検知することによって心電信号を生成する心電信号生成部とを有し、前記スキャン部は、前記心電信号生成部によって生成された心電信号に同期するように、時間軸に沿って前記スキャンを複数実施する。

好適には、前記差分画像生成部によって生成された差分画像を表示画面に表示する表示部を有する。

また、本発明は、フェーズコントラスト法によって、被検体において血液が流れる動脈と静脈とを含む撮影領域から収集される磁気共鳴信号に基づいて、前記撮影領域についてＭＲＡ画像を生成する磁気共鳴画像生成方法であって、前記磁気共鳴信号において、前記被検体の心拍運動が収縮期である際に収集された第１の磁気共鳴信号に基づいて、第１の画像を前記ＭＲＡ画像として前記収縮期における時間軸に沿うように複数生成する第１画像生成ステップと、前記磁気共鳴信号において、前記被検体の心拍運動が拡張期である際に収集された第２の磁気共鳴信号に基づいて、第２の画像を前記ＭＲＡ画像として前記拡張期における時間軸に沿うように複数生成する第２画像生成ステップと、前記第１画像生成ステップにて生成された複数の第１の画像を合成することによって第１の合成画像を生成すると共に、前記第２画像生成ステップにて生成された複数の第２の画像を合成することによって第２の合成画像を生成した後に、当該第１の合成画像と、当該第２の合成画像との間において差分処理を実施することによって、差分画像を生成する差分画像生成ステップとを有する。

好適には、前記第２画像生成ステップにおいては、前記第１画像生成ステップにて生成する第１の画像の枚数と同じ枚数になるように、前記第２の画像を複数生成する。

好適には、前記差分画像生成ステップにおいては、前記複数の第１の画像の間において対応する画素の画素値について加算平均処理を実施し合成することによって前記第１の合成画像を生成すると共に、前記複数の第２の画像の間において対応する画素の画素値について加算平均処理を実施し合成することによって前記第２の合成画像を生成する。

好適には、前記差分画像生成ステップにおいては、前記複数の第１の画像の間において対応する画素の画素値について最大値を投影する最大値投影処理を実施し合成することによって前記第１の合成画像を生成すると共に、前記複数の第２の画像の間において対応する画素の画素値について最大値を投影する最大値投影処理を実施し合成することによって前記第２の合成画像を生成する。

本発明によれば、動脈と静脈とを含む撮影領域についてフェーズコントラスト法によって生成するＭＲＡ画像において、動脈と静脈とのそれぞれを分離して示すことが容易であって、診断効率を向上させることが可能な磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴画像生成方法を提供することができる。

以下より、本発明にかかる実施形態の一例について図面を参照して説明する。

＜実施形態１＞
（装置構成）
図１は、本発明にかかる実施形態１において、磁気共鳴イメージング装置１の構成を示す構成図である。

図１に示すように、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１は、スキャン部２と、操作コンソール部３とを有している。

磁気共鳴イメージング装置１は、静磁場が形成された撮像空間Ｂにおいてスキャン部２が被検体の撮影領域へＲＦパルスを送信し、そのＲＦパルスが送信された撮影領域にて発生する磁気共鳴信号を得るスキャンを実施する。その後、磁気共鳴イメージング装置１は、そのスキャンの実施によって得られた磁気共鳴信号に基づいて、操作コンソール部３が撮影領域の画像を生成する。

本実施形態においては、磁気共鳴イメージング装置１は、フェーズコントラスト法によって、被検体ＳＵにおいて血液が流れる動脈と静脈とを含む撮影領域から磁気共鳴信号を収集するスキャンを実施し、その撮影領域についてＭＲＡ画像を生成するように構成されている。

スキャン部２について説明する。

スキャン部２は、図１に示すように、静磁場マグネット部１２と、勾配コイル部１３と、ＲＦコイル部１４と、被検体移動部１５と、ＲＦ駆動部２２と、勾配駆動部２３と、データ収集部２４とを有しており、操作コンソール部３から出力される制御信号に基づいて、被検体ＳＵの撮影領域についてスキャンを実施する。スキャン部２は、たとえば、円筒形状になるように形成されており、その中心部分の円柱状の空間を撮像空間Ｂとして、被検体ＳＵを収容する。そして、スキャン部２は、被検体ＳＵの撮影領域についてスキャンを実施する際には、静磁場マグネット部１２によって静磁場が形成された撮像空間Ｂ内において、被検体移動部１５において載置された被検体ＳＵの撮影領域のスピンを励起するようにＲＦコイル部１４がＲＦパルスを送信すると共に、そのＲＦパルスが送信された被検体ＳＵの撮影領域に勾配コイル部１３が勾配パルスを送信する。そして、被検体ＳＵの撮影領域において発生する磁気共鳴信号をＲＦコイル部１４が受信する。

本実施形態においては、上述したように、スキャン部２は、フェーズコントラスト法によって、被検体ＳＵにおいて血液が流れる動脈と静脈とを含む撮影領域から磁気共鳴信号を収集するように、その撮影領域についてスキャンを実施する。詳細については後述するが、ここでは、スキャン部２は、心電信号生成部３５によって生成された心電信号に同期するように、時間軸に沿って、このスキャンを複数実施する。つまり、フェーズコントラスト法によるスキャンを心電同期によって行う。

スキャン部２の各構成要素について、順次、説明する。

静磁場マグネット部１２は、超伝導磁石（図示なし）を含み、被検体ＳＵが収容される撮像空間Ｂに静磁場を形成するように構成されている。ここでは、静磁場マグネット部１２は、被検体移動部１５において載置されている被検体ＳＵの体軸方向（ｚ方向）に沿うように静磁場を形成する。すなわち、静磁場マグネット部１２は、水平磁場型である。この他に、静磁場マグネット部１２は、垂直磁場型であって、たとえば、一対の永久磁石が対面する方向に沿って静磁場を形成するように構成されていてもよい。

勾配コイル部１３は、静磁場マグネット部１２によって静磁場が形成された撮像空間Ｂに勾配磁場を形成し、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号に空間位置情報を付加するように構成されている。ここでは、勾配コイル部１３は、ｘ方向とｙ方向とｚ方向との互いに直交する３軸方向のそれぞれに対応するように、３系統からなる。これらは、撮像条件に応じて、周波数エンコード方向と位相エンコード方向とスライス選択方向とのそれぞれに勾配磁場を形成するように、勾配パルスを送信する。具体的には、勾配コイル部１３は、被検体ＳＵのスライス選択方向に勾配磁場を印加し、ＲＦコイル部１４がＲＦパルスを送信することによって励起させる被検体ＳＵのスライスを選択する。また、勾配コイル部１３は、被検体ＳＵの位相エンコード方向に勾配磁場を印加し、ＲＦパルスにより励起されたスライスからの磁気共鳴信号を位相エンコードする。そして、勾配コイル部１３は、被検体ＳＵの周波数エンコード方向に勾配磁場を印加し、ＲＦパルスにより励起されたスライスからの磁気共鳴信号を周波数エンコードする。

ＲＦコイル部１４は、静磁場が形成される撮像空間Ｂ内において、電磁波であるＲＦパルスを被検体ＳＵの撮影領域に送信して高周波磁場を形成し、被検体ＳＵの撮影領域におけるプロトンのスピンを励起するように構成されている。そして、ＲＦコイル部１４は、その励起された被検体ＳＵの撮影領域内のプロトンから発生する電磁波を磁気共鳴信号として受信する。ここでは、ＲＦコイル部１４は、図１に示すように、送信コイル１４ａと、受信コイル１４ｂとを有する。ここで、送信コイル１４ａは、たとえば、バードケイジ（Ｂｉｒｄｃａｇｅ）型のボディコイルであり、被検体ＳＵの撮影領域を囲むように配置されており、ＲＦパルスを送信する。一方、受信コイル１４ｂは、表面コイルであり、磁気共鳴信号を受信する。

被検体移動部１５は、クレードル（ｃｒａｄｌｅ）１５ａとクレードル移動部１５ｂとを有しており、操作コンソール部３から出力される制御信号に基づいて、撮像空間Ｂの内部と外部との間において、クレードル１５ａをクレードル移動部１５ｂが移動させるように構成されている。ここで、クレードル１５ａは、被検体ＳＵが載置される載置面を備えたテーブルであり、図１に示すように、クレードル移動部１５ｂによって、水平方向ｘｚと上下方向ｙとのそれぞれの方向に移動され、静磁場が形成される撮像空間Ｂに搬出入される。また、クレードル移動部１５ｂは、クレードル１５ａを移動させ、外部から撮像空間Ｂの内部へ収容させる。クレードル移動部１５ｂは、たとえば、ローラー（ｒｏｌｌｅｒ）式駆動機構を備えており、アクチュエータ（ａｃｔｕａｔｏｒ）によりローラーを駆動させてクレードル１５ａを水平方向ｘｚに移動する。また、クレードル移動部１５ｂは、たとえば、アーム式駆動機構を備えており、交差した２本のアーム間の角度を可変することにより、クレードル１５ａを上下方向ｙに移動する。

ＲＦ駆動部２２は、ＲＦコイル部１４を駆動させて撮像空間Ｂ内にＲＦパルスを送信させて、撮像空間Ｂに高周波磁場を形成させるように構成されている。具体的には、ＲＦ駆動部２２は、操作コンソール部３から出力される制御信号に基づいて、ゲート変調器（図示なし）を用いてＲＦ発振器（図示なし）からの信号を所定のタイミングおよび所定の包絡線の信号に変調した後に、そのゲート変調器により変調された信号を、ＲＦ電力増幅器（図示なし）によって増幅してＲＦコイル部１４に出力し、ＲＦパルスを送信させる。

勾配駆動部２３は、操作コンソール部３からの制御信号に基づいて、勾配パルスを勾配コイル部１３に印加して駆動させ、静磁場が形成されている撮像空間Ｂ内に勾配磁場を発生させるように構成されている。勾配駆動部２３は、３系統の勾配コイル部１３に対応して３系統の駆動回路（図示なし）を有する。

データ収集部２４は、操作コンソール部３からの制御信号に基づいて、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号を収集するように構成されている。ここでは、データ収集部２４は、ＲＦコイル部１４が受信する磁気共鳴信号をＲＦ駆動部２２のＲＦ発振器（図示なし）の出力を参照信号として位相検波器（図示なし）が位相検波する。その後、Ａ／Ｄ変換器（図示なし）を用いて、このアナログ信号である磁気共鳴信号をデジタル信号に変換して出力する。

操作コンソール部３について説明する。

操作コンソール部３は、図１に示すように、制御部３０と、データ処理部３１と、操作部３２と、表示部３３と、記憶部３４と、心電信号生成部３５とを有しており、スキャン部２が被検体ＳＵの撮影領域についてスキャンを実施するように制御し、そのスキャン部２が実施したスキャンによって得られた磁気共鳴信号に基づいて、被検体ＳＵの撮影領域について磁気共鳴画像を生成すると共に、その生成した磁気共鳴画像を表示するように、構成されている。

操作コンソール部３の各構成要素について、順次、説明する。

制御部３０は、コンピュータと、コンピュータに所定のデータ処理を実行させるプログラムを記憶するメモリとを有しており、各部を制御する。ここでは、制御部３０は、操作部３２から操作データが入力され、その操作部３２から入力される操作データに基づいて、ＲＦ駆動部２２と勾配駆動部２３とデータ収集部２４とのそれぞれに制御信号を出力することによって、スキャンを実行させる。そして、これと共に、データ処理部３１と表示部３３と記憶部３４とへ、制御信号を出力し、制御を行う。

本実施形態においては、制御部３０は、上述したように、フェーズコントラスト法によって、被検体ＳＵにおいて血液が流れる動脈と静脈とを含む撮影領域から磁気共鳴信号を収集するスキャンを実施するように、プログラムがコンピュータを機能させて、スキャン部２を制御する。

データ処理部３１は、コンピュータと、そのコンピュータを用いて所定のデータ処理を実行するプログラムを記憶するメモリとを有しており、制御部３０から出力された制御信号に基づいて、データ処理を実施する。ここでは、データ処理部３１は、スキャン部２がスキャンを実行することによって収集された磁気共鳴信号をローデータとし、被検体ＳＵの撮影領域について磁気共鳴画像を生成する。そして、データ処理部３１は、その生成した磁気共鳴画像を表示部３３に出力する。具体的には、ｋ空間に対応するように収集された磁気共鳴信号を、逆フーリエ変換することによって、磁気共鳴画像を再構成する。

本実施形態においては、データ処理部３１は、上述したように、フェーズコントラスト法によって、被検体ＳＵにおいて血液が流れる動脈と静脈とを含む撮影領域について実行されたスキャンによって収集した磁気共鳴信号から、ＭＲＡ画像を磁気共鳴画像として再構成する。

図２は、本発明にかかる実施形態１において、磁気共鳴イメージング装置１の操作コンソール部３を構成するデータ処理部３１の機能ブロック図である。

図２に示すように、データ処理部３１は、第１画像生成部３１１と、第２画像生成部３１２と、差分画像生成部３１３とのそれぞれとして機能する。

データ処理部３１の第１画像生成部３１１は、上記のように収集された磁気共鳴信号において、被検体ＳＵの心拍運動が収縮期である際に収集された第１の磁気共鳴信号に基づいて、第１の画像をＭＲＡ画像として生成する。ここでは、第１画像生成部３１１は、その収縮期における時間軸に沿うように、この第１の画像を、複数生成する。

また、データ処理部３１の第２画像生成部３１２は、上記のように収集された磁気共鳴信号において、被検体ＳＵの心拍運動が拡張期である際に収集された第２の磁気共鳴信号に基づいて、第２の画像をＭＲＡ画像として生成する。ここでは、第２画像生成部３１２は、その拡張期における時間軸に沿うように、この第２の画像を、複数、生成する。また、ここでは、第２画像生成部３１２は、第１画像生成部３１１が生成する第１の画像の枚数と同じ枚数になるように、この第２の画像を複数生成する。

また、データ処理部３１の差分画像生成部３１３は、第１画像生成部３１１によって生成された複数の第１の画像を合成することによって第１の合成画像を生成すると共に、第２画像生成部３１２によって生成された複数の第２の画像を合成することによって第２の合成画像を生成する。ここでは、差分画像生成部３１３は、その複数の第１の画像の間において対応する画素の画素値について加算平均処理を実施し合成することによって第１の合成画像を生成すると共に、その複数の第２の画像の間において対応する画素の画素値について加算平均処理を実施し合成することによって第２の合成画像を生成する。その後、差分画像生成部３１３は、その第１の合成画像と、その第２の合成画像との間において差分処理を実施することによって、差分画像を生成する。そして、その差分画像を表示部３３に出力する。

操作部３２は、キーボード（ｋｅｙｂｏａｒｄ）やポインティングデバイス（ｐｏｉｎｔｉｎｇ ｄｅｖｉｃｅ）などの操作デバイスにより構成されている。操作部３２は、オペレータによって操作データが入力され、その操作データを制御部３０に出力する。

表示部３３は、ＣＲＴなどの表示デバイスにより構成されており、制御部３０からの制御信号に基づいて、表示画面に画像を表示する。たとえば、表示部３３は、オペレータによって操作部３２に操作データが入力される入力項目についての画像を表示画面に複数表示する。また、表示部３３は、被検体ＳＵからの磁気共鳴信号に基づいて生成される被検体ＳＵの画像のデータを、データ処理部３１から受け、表示画面にその画像を表示する。

本実施形態においては、表示部３３は、上記のように、データ処理部３１の差分画像生成部３１３によって生成された差分画像を表示画面に表示する。

記憶部３４は、メモリにより構成されており、各種データを記憶している。記憶部３４は、その記憶されたデータが必要に応じて制御部３０によってアクセスされる。

心電信号生成部３５は、たとえば、心電計などの心拍センサを含み、心拍センサが被検体ＳＵの心拍運動を検知することによって心電信号を生成するように構成されている。

（動作）
以下より、上記の本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１を用いて、被検体ＳＵの撮影領域をイメージングする方法について説明する。

図３は、本発明にかかる実施形態１において、被検体ＳＵの撮影領域を撮像する際の動作を示すフロー図である。また、図４は、本発明にかかる実施形態１において、被検体ＳＵの撮影領域を撮像する際の動作の要部を説明するための図である。図４において、（ａ）は、被検体の心電信号を示しており、（ｂ）は、スキャンを実施するタイミングを示しており、（ｃ）は、被検体の心拍運動の時間軸において、ＭＲＡ画像を生成する時点を示している。

イメージングを実施する際には、まず、図３に示すように、被検体を載置する（Ｓ１１）。

ここでは、被検体移動部１５におけるクレードル１５ａの載置面に被検体ＳＵを載置する。そして、被検体ＳＵの撮影領域に対応するようにＲＦコイル部１４の受信コイル１４ｂを設置後、オペレータにより操作部３２に入力される撮像条件に基づいて、操作部３２が操作信号を制御部３０に出力する。たとえば、ＴＲ，ＴＥ，フリップアングル（Ｆｌｉｐ ａｎｇｌｅ），スライス位置などのスキャンパラメータがオペレータにより入力され、その入力されたスキャンパラメータによってスキャン条件を制御部３０が設定する。

本実施形態においては、上述したように、被検体ＳＵにおいて血液が流れる動脈と静脈とを含む撮影領域から磁気共鳴信号を収集するスキャンを、フェーズコントラスト法によって実施するように、スキャン条件を設定する。

つぎに、図３に示すように、被検体の撮影領域を撮像空間へ搬入する（Ｓ２１）。

ここでは、操作部３２に入力された撮像条件に基づいて、被検体移動部１５において被検体ＳＵが載置されているクレードル１５ａを、静磁場が形成されている撮像空間Ｂ内に移動するように、制御部３０が制御する。

つぎに、図３に示すように、スキャンを実施する（Ｓ３１）。

ここでは、静磁場が形成された撮像空間Ｂ内において、被検体ＳＵの撮影領域におけるスピンを励起するように被検体ＳＵの撮影領域にＲＦパルスを送信すると共に、そのＲＦパルスが送信された被検体ＳＵの撮影領域に勾配パルスを送信することによって、被検体ＳＵにおいて発生する磁気共鳴信号を得るように、スキャン部２がスキャンＩＳを実施する。

本実施形態においては、上述したように、被検体ＳＵにおいて血液が流れる動脈と静脈とを含む撮影領域から磁気共鳴信号を収集するように、フェーズコントラスト法によってスキャンＩＳを実施する。すなわち、被検体の撮影領域にて移動する血液を含む部分と、その他の静止している部分とのそれぞれの間において、位相シフトが生ずるように、バイポーラパルスである速度エンコード勾配パルスを、パルスシーケンスに加えて、その撮影領域についてスキャンを実施する。たとえば、正の極性と負の極性との勾配パルスが順に並べられた速度エンコード勾配パルスを用いた場合と、負の極性と正の極性との勾配パルスが順に並べられた速度エンコード勾配パルスを用いた場合とのそれぞれのパルスシーケンスに対応するように、スキャンＩＳを実施する。

また、本実施形態においては、図４に示すように、心電信号生成部３５によって生成された心電信号に同期するように、時間軸ｔに沿って、このスキャンＩＳのそれぞれを繰り返し実施し、その被検体ＳＵの撮影領域から磁気共鳴信号をｋ空間に対応するように順次収集する。

つまり、図４に示すように、心電信号の心拍周期Ｔにて、収縮期ＴＳにおいて推移する各時相ＴＳ１，ＴＳ２，ＴＳ３，ＴＳ４と、拡張期ＴＤにおいて推移する各時相ＴＤ１，ＴＤ２，ＴＤ３，ＴＤ４のそれぞれにおいて、複数の第１の画像Ｉ１１，Ｉ１２，Ｉ１３，Ｉ１４および複数の第２の画像Ｉ２１，Ｉ２２，Ｉ２３，Ｉ２４を生成するために、その各時相ＴＳ１，ＴＳ２，ＴＳ３，ＴＳ４，ＴＤ１，ＴＤ２，ＴＤ３，ＴＤ４のそれぞれにおいてスキャンＩＳを実施して、磁気共鳴信号のそれぞれを、各ｋ空間に対応するように収集する。

具体的には、図４に示すように、収縮期ＴＳにおいて推移する各時相ＴＳ１，ＴＳ２，ＴＳ３，ＴＳ４のそれぞれにおいてスキャンＩＳを実施し、磁気共鳴信号を、第１の磁気共鳴信号ＭＲ１として、各ｋ空間に対応するように収集する。ここでは、図４に示すように、心電信号におけるＲ波のピーク時点から、所定の遅延時間ｔｄが経過した時点以降であって、収縮期ＴＳにおいて等間隔に並ぶ時相ＴＳ１，ＴＳ２，ＴＳ３，ＴＳ４のそれぞれに対応するように、スキャンＩＳを４回繰り返して実施する。

また、図４に示すように、収縮期ＴＳが経過した後においては、拡張期ＴＤにて推移する各時相ＴＤ１，ＴＤ２，ＴＤ３，ＴＤ４のそれぞれにおいて第２の画像Ｉ２１，Ｉ２２，Ｉ２３，Ｉ２４を生成するために、その各時相ＴＤ１，ＴＤ２，ＴＤ３，ＴＤ４のそれぞれにおいて、磁気共鳴信号を、第２の磁気共鳴信号ＭＲ２として、各ｋ空間に対応するように収集する。ここでは、図４に示すように、拡張期ＴＤにおいて等間隔に並ぶ時相ＴＤ１，ＴＤ２，ＴＤ３，ＴＤ４のそれぞれに対応するように、スキャンＩＳを４回繰り返して実施する。

つぎに、図３に示すように、第１画像と第２画像とを生成する（Ｓ４１ａ）。

ここでは、被検体ＳＵの心拍運動が収縮期ＴＳの際に収集された第１の磁気共鳴信号ＭＲ１に基づいて、第１画像生成部３１１が、第１の画像Ｉ１１，Ｉ１２，Ｉ１３，Ｉ１４をＭＲＡ画像として生成する。

本実施形態においては、上述したように、収縮期ＴＳにおける時間軸ｔに沿うように、複数の第１の画像Ｉ１１，Ｉ１２，Ｉ１３，Ｉ１４を生成する。具体的には、図４に示すように、収縮期ＴＳにおいて推移する各時相ＴＳ１，ＴＳ２，ＴＳ３，ＴＳ４のそれぞれに対応するように、４枚の第１の画像Ｉ１１，Ｉ１２，Ｉ１３，Ｉ１４を生成する。ここでは、上記したように、フェーズコントラスト法によって、たとえば、正の極性と負の極性との勾配パルスが順に並べられた速度エンコード勾配パルスを用いてスキャンを実施後に、負の極性と正の極性との勾配パルスが順に並べられた速度エンコード勾配パルスを用いてスキャンを実施している。このため、速度エンコード勾配パルスが前者のように構成された場合において収集された磁気共鳴信号から画像を生成すると共に、後者のように構成された場合において収集された磁気共鳴信号から画像を再構成する。そして、その後、その再構成した２つの画像の間において、互いの画素値をサブストラクション（ｓｕｂｓｔｒａｃｔｉｏｎ）する差分処理を実施することによって、ＭＲＡ画像として、各第１の画像Ｉ１１，Ｉ１２，Ｉ１３，Ｉ１４を生成する。

また、被検体ＳＵの心拍運動が拡張期ＴＤである際に収集された第２の磁気共鳴信号ＭＲ２に基づいて、第２画像生成部３１２が、第２の画像Ｉ２１，Ｉ２２，Ｉ２３，Ｉ２４をＭＲＡ画像として生成する。本実施形態においては、上述したように、拡張期ＴＤにおける時間軸ｔに沿うように、複数の第２の画像Ｉ２１，Ｉ２２，Ｉ２３，Ｉ２４を生成する。具体的には、図４に示すように、拡張期ＴＤにおいて推移する各時相ＴＤ１，ＴＤ２，ＴＤ３，ＴＤ４のそれぞれに対応するように、４枚の第２の画像Ｉ２１，Ｉ２２，Ｉ２３，Ｉ２４を生成する。すなわち、上記のように生成された第１の画像Ｉ１１，Ｉ１２，Ｉ１３，Ｉ１４の枚数と同じ枚数になるように、この第２の画像Ｉ２１，Ｉ２２，Ｉ２３，Ｉ２４を複数生成する。ここでは、第１の画像Ｉ１１，Ｉ１２，Ｉ１３，Ｉ１４の場合と同様に、第２の画像Ｉ２１，Ｉ２２，Ｉ２３，Ｉ２４を生成する。つまり、正の極性と負の極性との勾配パルスが順に並べられた速度エンコード勾配パルスを用いてスキャンを実施後に、負の極性と正の極性との勾配パルスが順に並べられた速度エンコード勾配パルスを用いてスキャンを実施しているため、速度エンコード勾配パルスが前者のように構成された場合において収集された磁気共鳴信号から画像を生成すると共に、後者のように構成された場合において収集された磁気共鳴信号から画像を再構成する。そして、その後、その再構成した２つの画像の間において、互いの画素値をサブストラクションする差分処理を実施することによって、ＭＲＡ画像として、各第２の画像Ｉ２１，Ｉ２２，Ｉ２３，Ｉ２４を生成する。

つぎに、図３に示すように、第１合成画像と第２合成画像とを生成する（Ｓ４１ｂ）。

ここでは、図４に示すように、上記のようにして生成した複数の第１の画像Ｉ１１，Ｉ１２，Ｉ１３，Ｉ１４を、差分画像生成部３１３が合成し、第１の合成画像Ｃ１を生成する。

図５は、本発明にかかる実施形態１において、複数の第１の画像Ｉ１１，Ｉ１２，Ｉ１３，Ｉ１４から第１合成画像Ｃ１を生成する様子を示す図である。

図５に示すように、複数の第１の画像Ｉ１１，Ｉ１２，Ｉ１３，Ｉ１４の間において互いに対応する位置（ｘ，ｙ）にある画素の画素値Ｉ１１（ｘ，ｙ），Ｉ１２（ｘ，ｙ），Ｉ１３（ｘ，ｙ），Ｉ１４（ｘ，ｙ）について加算平均処理を実施し合成することによって第１の合成画像Ｃ１を生成する。

具体的には、収縮期ＴＳにおいて推移する４つの時相ＴＳ１，ＴＳ２，ＴＳ３，ＴＳ４のそれぞれに対応するように生成された、４つの第１の画像Ｉ１１，Ｉ１２，Ｉ１３，Ｉ１４において、同じ画素位置（ｘ，ｙ）にある画素の画素値Ｉ１１（ｘ，ｙ），Ｉ１２（ｘ，ｙ），Ｉ１３（ｘ，ｙ），Ｉ１４（ｘ，ｙ）を加算した後に、その加算された値を、この第１の画像Ｉ１１，Ｉ１２，Ｉ１３，Ｉ１４の枚数である４で割ることによって、各画素位置（ｘ，ｙ）の画素値について平均値Ｉ１ａｖ（ｘ，ｙ）を算出する。そして、その平均値Ｉ１ａｖ（ｘ，ｙ）を画素値とするように、第１合成画像Ｃ１を生成する。

また、同様にして、図４に示すように、上記のようにして生成した複数の第２の画像Ｉ２１，Ｉ２２，Ｉ２３，Ｉ２４を、差分画像生成部３１３が合成し、第２の合成画像Ｃ２を生成する。

すなわち、第１の合成画像Ｃ１を生成した場合と同様に、複数の第２の画像Ｉ２１，Ｉ２２，Ｉ２３，Ｉ２４の間において対応する画素の画素値Ｉ２１（ｘ，ｙ），Ｉ２２（ｘ，ｙ），Ｉ２３（ｘ，ｙ），Ｉ２４（ｘ，ｙ）について加算平均処理を実施し合成することによって、第２の合成画像Ｃ２を生成する。

具体的には、拡張期ＴＤにおいて推移する４つの時相ＴＤ１，ＴＤ２，ＴＤ３，ＴＤ４のそれぞれに対応するように生成された、４つの第２の画像Ｉ２１，Ｉ２２，Ｉ２３，Ｉ２４において、同じ画素位置（ｘ，ｙ）にある画素の画素値Ｉ２１（ｘ，ｙ），Ｉ２２（ｘ，ｙ），Ｉ２３（ｘ，ｙ），Ｉ２４（ｘ，ｙ）を加算した後に、その加算された値を、第２の画像Ｉ２１，Ｉ２２，Ｉ２３，Ｉ２４の枚数である４で割ることによって、各画素位置（ｘ，ｙ）の画素値について平均値Ｉ２ａｖ（ｘ，ｙ）を算出する。そして、その平均値Ｉ２ａｖ（ｘ，ｙ）を画素値とするように、第２合成画像Ｃ２を生成する。

つぎに、図３に示すように、差分画像ＣＩを生成する（Ｓ５１）。

ここでは、上記のようにして生成した第１の合成画像Ｃ１と、第２の合成画像Ｃ２との間において、差分画像生成部３１３が差分処理を実施し、差分画像ＣＩを生成する。

つまり、第１の合成画像Ｃ１と、第２の合成画像Ｃ２とにおいて、同じ画素位置（ｘ，ｙ）にある画素の画素値Ｃ１（ｘ，ｙ），Ｃ２（ｘ，ｙ）を減算した減算値ＣＩ（ｘ，ｙ）を算出後、その減算値ＣＩ（ｘ，ｙ）を画素値とすることによって、差分画像ＣＩを生成する。

図６は、本発明にかかる実施形態１において、心拍周期Ｔにおいて流れる血液の速度ｖの時間軸ｔにおける推移を示す図である。図６においては、動脈を流れる血液の流速ｖｄと、静脈を流れる血液の流速ｖｊとのそれぞれを示している。

一方で、図７は、本発明にかかる実施形態１において生成された第１の合成画像Ｃ１および第２の合成画像Ｃ２と、その第１の合成画像Ｃ１と第２の合成画像Ｃ２から生成された差分画像ＣＩの様子を概念的に示す図である。

図６に示すように、動脈を流れる血液の流速ｖｄは、心拍周期Ｔの収縮期ＴＳにおいて加速した後に、減速するように推移する。そして、その後、心拍周期Ｔの拡張期ＴＤにおいて、動脈を流れる血液の流速ｖｄは、ほぼ一定の速度になるように推移する。

これに対して、静脈を流れる血液の流速ｖｊは、図６に示すように、心拍周期Ｔの収縮期ＴＳおよび拡張期ＴＤの両者において、ほぼ一定の速度になるように推移する。

つまり、動脈においては、脈流として血液が流れるが、静脈においては、定常流として血液が流れる。

このため、図７に示すように、第１の合成画像Ｃ１は、心拍周期Ｔの収縮期ＴＳにおいて収集した第１の磁気共鳴信号ＭＲ１を用いて生成されているので、動脈に対応する部分ＤＭの画素の画素値が、高い輝度を示す値であって、静脈に対応する部分ＪＭの画素の画素値が、中程度の輝度を示す値になるように生成される。

そして、図７に示すように、第２の合成画像Ｃ２は、心拍周期Ｔの拡張期ＴＤにおいて収集した第２の磁気共鳴信号ＭＲ２を用いて生成されているので、動脈に対応する部分ＤＭの画素の画素値と、静脈に対応する部分ＪＭの画素の画素値との両者が、共に、中程度の輝度を示すように生成される。

つまり、ここでは、静脈においては、心拍周期Ｔの収縮期ＴＳおよび拡張期ＴＤの両者にて、ほぼ一定の速度で血液が流れるため、第１の合成画像Ｃ１と第２の合成画像Ｃ２との両者において静脈に対応する部分ＪＭの画素の画素値は、互いに同じ値になるように生成される。この一方で、動脈においては、心拍周期Ｔの収縮期ＴＳおよび拡張期ＴＤの間にて互いに異なる速度で血液が流れるため、第１の合成画像Ｃ１と第２の合成画像Ｃ２との両者において動脈に対応する部分ＤＭの画素の画素値は、互いに異なる値になるように生成される。

よって、この第１の合成画像Ｃ１と第２の合成画像Ｃ２との間において差分処理を実施することによって生成された差分画像ＣＩにおいては、静脈に対応する部分ＪＭの画素の画素値が、ほぼゼロの値になるのに対して、動脈に対応する部分ＤＭの画素が大きな画素値になるため、動脈に対応する部分ＤＭのみが描出される。このため、差分画像ＣＩにおいては、動脈と静脈とのそれぞれが分離して示されるように生成される。

つぎに、図３に示すように、差分画像ＣＩを表示する（Ｓ６１）。

ここでは、上記のように、動脈と静脈とのそれぞれが分離して示されるように生成された差分画像ＣＩを、表示部３３が表示画面に表示する。

また、本実施形態においては、第１の画像Ｉ１１，Ｉ１２，Ｉ１３，Ｉ１４の枚数と同じ枚数になるように、第２の画像Ｉ２１，Ｉ２２，Ｉ２３，Ｉ２４を複数生成する。このため、本実施形態は、ノイズの強度を同等にすることができ、差分画像のバックグランドのノイズ発生を抑制できる効果がある。

さらに、本実施形態においては、複数の第１の画像Ｉ１１，Ｉ１２，Ｉ１３，Ｉ１４の間において対応する画素の画素値について加算平均処理を実施し合成することによって第１の合成画像Ｃ１を生成すると共に、複数の第２の画像Ｉ２１，Ｉ２２，Ｉ２３，Ｉ２４の間において対応する画素の画素値について加算平均処理を実施し合成することによって第２の合成画像Ｃ２を生成する。このように、加算平均処理を実施することによって、第１の合成画像Ｃ１および第２の合成画像Ｃ２を生成しているため、高いＳ／Ｎ比にて差分画像ＣＩを生成できる効果がある。

したがって、本実施形態は、動脈と静脈とを含む撮影領域についてフェーズコントラスト法によって生成するＭＲＡ画像において、動脈と静脈とのそれぞれが分離して表示されるため、診断効率を向上させることができる。

＜実施形態２＞
以下より、本発明にかかる実施形態２について説明する。

本実施形態においては、実施形態１において実施した、第１合成画像Ｃ１と第２合成画像Ｃ２を生成するステップ（Ｓ４１ｂ）での動作が異なる。この点を除き、本実施形態は、実施形態１と同様である。したがって、重複する箇所については、その記載を省略する。

本実施形態において、第１合成画像Ｃ１と第２合成画像Ｃ２を生成するステップ（Ｓ４１ｂ）を実施する際には、複数の第１の画像Ｉ１１，Ｉ１２，Ｉ１３，Ｉ１４の間において対応する画素の画素値Ｉ１（ｘ，ｙ）について、最大値投影（ＭＩＰ：Ｍａｘｉｍｕｍ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）処理を実施して合成することによって第１の合成画像Ｃ１を生成すると共に、複数の第２の画像Ｉ２１，Ｉ２２，Ｉ２３，Ｉ２４の間において対応する画素の画素値Ｉ２（ｘ，ｙ）について、最大値投影処理を実施して合成することによって第２の合成画像Ｃ２を生成する。

つまり、収縮期ＴＳにおいて推移する４つの時相ＴＳ１，ＴＳ２，ＴＳ３，ＴＳ４のそれぞれに対応するように生成された、４つの第１の画像Ｉ１１，Ｉ１２，Ｉ１３，Ｉ１４において、同じ画素位置（ｘ，ｙ）にある画素の画素値Ｉ１１（ｘ，ｙ），Ｉ１２（ｘ，ｙ），Ｉ１３（ｘ，ｙ），Ｉ１４（ｘ，ｙ）の最大値Ｉ１ｍａｘ（ｘ，ｙ）を時間軸方向ｔに投影した後に、その投影された最大値Ｉ１ｍａｘ（ｘ，ｙ）を、画素値とするように、第１合成画像Ｃ１を生成する。

そして、拡張期ＴＤにおいて推移する４つの時相ＴＤ１，ＴＤ２，ＴＤ３，ＴＤ４のそれぞれに対応するように生成された、４つの第２の画像Ｉ２１，Ｉ２２，Ｉ２３，Ｉ２４において、同じ画素位置（ｘ，ｙ）にある画素の画素値Ｉ２１（ｘ，ｙ），Ｉ２２（ｘ，ｙ），Ｉ２３（ｘ，ｙ），Ｉ２４（ｘ，ｙ）の最大値を時間軸方向に投影した後に、その投影された最大値を、画素値とするように、第２合成画像Ｃ２を生成する。

その後、実施形態１と同様にして、図３に示すように、差分画像ＣＩを生成後（Ｓ５１）、その差分画像ＣＩを表示画面に表示する（Ｓ６１）。

ここでは、本実施形態においても、実施形態１と同様に、差分画像ＣＩにおいては、静脈に対応する部分の画素の画素値が、ほぼゼロの値になるため、動脈に対応する部分が描出される。

したがって、本実施形態は、実施形態１と同様に、動脈と静脈とを含む撮影領域についてフェーズコントラスト法によって生成するＭＲＡ画像において、動脈と静脈とのそれぞれが分離して表示されるため、診断効率を向上させることができる。

特に、本実施形態においては、複数の第１の画像Ｉ１１，Ｉ１２，Ｉ１３，Ｉ１４の間において対応する画素の画素値について最大値投影処理を実施し合成することによって第１の合成画像Ｃ１を生成すると共に、複数の第２の画像Ｉ２１，Ｉ２２，Ｉ２３，Ｉ２４の間において対応する画素の画素値について最大値投影処理を実施し合成することによって第２の合成画像Ｃ２を生成する。このように、最大値投影処理を実施することによって、第１の合成画像Ｃ１および第２の合成画像Ｃ２を生成しているため、高いコントラストの差分画像ＣＩを生成できる効果がある。

なお、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１は、本発明の磁気共鳴イメージング装置に相当する。また、本実施形態のスキャン部２は、本発明のスキャン部に相当する。また、本実施形態の表示部３３は、本発明の表示部に相当する。また、本実施形態の心電信号生成部３５は、本発明の心電信号生成部に相当する。また、本実施形態の第１画像生成部３１１は、本発明の第１画像生成部に相当する。また、本実施形態の第２画像生成部３１２は、本発明の第２画像生成部に相当する。また、本実施形態の差分画像生成部３１３は、本発明の差分画像生成部に相当する。また、本実施形態の撮像空間Ｂは、本発明の静磁場空間に相当する。

また、本発明の実施に際しては、上記した実施形態に限定されるものではなく、種々の変形形態を採用することができる。

たとえば、上記の実施形態においては、収縮期ＴＳと拡張期ＴＤとのそれぞれにおいて推移する４つの時相ＴＤ１，ＴＤ２，ＴＤ３，ＴＤ４のそれぞれに対応するように、それぞれ、４つの第１の画像Ｉ１１，Ｉ１２，Ｉ１３，Ｉ１４と、４つの第２の画像Ｉ２１，Ｉ２２，Ｉ２３，Ｉ２４とを生成する場合について説明したが、これに限定されない。

また、上記の実施形態の他に、シネ・フェーズコントラスト法を、心電同期を併用してスキャンを実施しても良い。つまり、被検体の撮影領域について時間軸に沿って複数の画像を生成するシネ撮影を、フェーズコントラスト法によって実施した後に、その複数の画像において収縮期ＴＳと拡張期ＴＤとのそれぞれに対応する画像を、第１の画像Ｉ１と第２の画像Ｉ２とのそれぞれとした場合であっても、好適である。

図１は、本発明にかかる実施形態１において、磁気共鳴イメージング装置１の構成を示す構成図である。 図２は、本発明にかかる実施形態１において、磁気共鳴イメージング装置１の操作コンソール部３を構成するデータ処理部３１の機能ブロック図である。 図３は、本発明にかかる実施形態１において、被検体ＳＵの撮影領域を撮像する際の動作を示すフロー図である。 図４は、本発明にかかる実施形態１において、被検体ＳＵの撮影領域を撮像する際の動作の要部を説明するための図である。 図５は、本発明にかかる実施形態１において、複数の第１の画像Ｉ１から第１合成画像Ｃ１を生成する様子を示す図である。 図６は、本発明にかかる実施形態１において、心拍周期Ｔにおいて流れる血液の速度ｖの時間軸ｔにおける推移を示す図である。 図７は、本発明にかかる実施形態１において生成された第１の合成画像Ｃ１および第２の合成画像Ｃ２と、その第１の合成画像Ｃ１と第２の合成画像Ｃ２から生成された差分画像ＣＩの様子を概念的に示す図である。

符号の説明

１：磁気共鳴イメージング装置（磁気共鳴イメージング装置）
２：スキャン部（スキャン部）、
３：操作コンソール部、
１２：静磁場マグネット部、
１３：勾配コイル部、
１４：ＲＦコイル部、
１５：被検体移動部、
２２：ＲＦ駆動部、
２３：勾配駆動部、
２４：データ収集部、
３０：制御部、
３１：データ処理部、
３２：操作部、
３３：表示部（表示部）、
３４：記憶部、
３５：心電信号生成部（心電信号生成部）、
３１１：第１画像生成部（第１画像生成部）、
３１２：第２画像生成部（第２画像生成部）、
３１３：差分画像生成部（差分画像生成部）
Ｂ：撮像空間（静磁場空間）

Claims (10)

1. フェーズコントラスト法によって、被検体において血液が流れる動脈と静脈とを含む撮影領域から磁気共鳴信号を収集するスキャンを実施し、前記撮影領域についてＭＲＡ画像を生成する磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記磁気共鳴信号において、前記被検体の心拍運動が収縮期である際に収集された第１の磁気共鳴信号に基づいて、第１の画像を前記ＭＲＡ画像として前記収縮期における時間軸に沿うように複数生成する第１画像生成部と、
   前記磁気共鳴信号において、前記被検体の心拍運動が拡張期である際に収集された第２の磁気共鳴信号に基づいて、第２の画像を前記ＭＲＡ画像として前記拡張期における時間軸に沿うように複数生成する第２画像生成部と、
   前記第１画像生成部によって生成された複数の第１の画像を合成することによって第１の合成画像を生成すると共に、前記第２画像生成部によって生成された複数の第２の画像を合成することによって第２の合成画像を生成した後に、当該第１の合成画像と、当該第２の合成画像との間において差分処理を実施することによって、差分画像を生成する差分画像生成部と
   を有する
   磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記第２画像生成部は、前記第１画像生成部が生成する第１の画像の枚数と同じ枚数になるように、前記第２の画像を複数生成する、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記差分画像生成部は、前記複数の第１の画像の間において対応する画素の画素値について加算平均処理を実施し合成することによって前記第１の合成画像を生成すると共に、前記複数の第２の画像の間において対応する画素の画素値について加算平均処理を実施し合成することによって前記第２の合成画像を生成する、
   請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記差分画像生成部は、前記複数の第１の画像の間において対応する画素の画素値について最大値を投影する最大値投影処理を実施し合成することによって前記第１の合成画像を生成すると共に、前記複数の第２の画像の間において対応する画素の画素値について最大値を投影する最大値投影処理を実施し合成することによって前記第２の合成画像を生成する、
   請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記スキャンを実施するスキャン部と、
   前記被検体の心拍運動を検知することによって心電信号を生成する心電信号生成部と
   を有し、
   前記スキャン部は、前記心電信号生成部によって生成された心電信号に同期するように、時間軸に沿って前記スキャンを複数実施する、
   請求項１から４のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記差分画像生成部によって生成された差分画像を表示画面に表示する表示部
   を有する、
   請求項１から５のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. フェーズコントラスト法によって、被検体において血液が流れる動脈と静脈とを含む撮影領域から収集される磁気共鳴信号に基づいて、前記撮影領域についてＭＲＡ画像を生成する磁気共鳴画像生成方法であって、
   前記磁気共鳴信号において、前記被検体の心拍運動が収縮期である際に収集された第１の磁気共鳴信号に基づいて、第１の画像を前記ＭＲＡ画像として前記収縮期における時間軸に沿うように複数生成する第１画像生成ステップと、
   前記磁気共鳴信号において、前記被検体の心拍運動が拡張期である際に収集された第２の磁気共鳴信号に基づいて、第２の画像を前記ＭＲＡ画像として前記拡張期における時間軸に沿うように複数生成する第２画像生成ステップと、
   前記第１画像生成ステップにて生成された複数の第１の画像を合成することによって第１の合成画像を生成すると共に、前記第２画像生成ステップにて生成された複数の第２の画像を合成することによって第２の合成画像を生成した後に、当該第１の合成画像と、当該第２の合成画像との間において差分処理を実施することによって、差分画像を生成する差分画像生成ステップと
   を有する
   磁気共鳴画像生成方法。
8. 前記第２画像生成ステップにおいては、前記第１画像生成ステップにて生成する第１の画像の枚数と同じ枚数になるように、前記第２の画像を複数生成する、
   請求項７に記載の磁気共鳴画像生成方法。
9. 前記差分画像生成ステップにおいては、前記複数の第１の画像の間において対応する画素の画素値について加算平均処理を実施し合成することによって前記第１の合成画像を生成すると共に、前記複数の第２の画像の間において対応する画素の画素値について加算平均処理を実施し合成することによって前記第２の合成画像を生成する、
   請求項７または８に記載の磁気共鳴画像生成方法。
10. 前記差分画像生成ステップにおいては、前記複数の第１の画像の間において対応する画素の画素値について最大値を投影する最大値投影処理を実施し合成することによって前記第１の合成画像を生成すると共に、前記複数の第２の画像の間において対応する画素の画素値について最大値を投影する最大値投影処理を実施し合成することによって前記第２の合成画像を生成する、
    請求項７または８に記載の磁気共鳴画像生成方法。

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