JP2010046475A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】血管等の流動部と背景部との間、あるいは磁化率の異なる部位どうしの間のコントラストの向上を図る。
【解決手段】シーケンサ１０は、必要な各部を制御し、多数の画素位置のそれぞれに関して、血管と静止部とで互いに位相が異なるように励起された磁化ベクトルを検出する。演算ユニット１１は、各画素位置に関して検出された磁化ベクトルの振幅の絶対値に比例した値として各画素位置の画素値を決定する。演算ユニット１１は、各画素位置に関して検出された磁化ベクトルの実部に基づいて、血管と静止部とで画素値の差を増大させるように上記の決定された画素値を補正する。
【選択図】 図１

Description

本発明は、流体が流動する血管のような流動部を静止部に比べて際立たせて、あるいは正常組織とは磁化率が異なる組織を正常組織に比べて際立たせて表す画像を生成する磁気共鳴イメージング装置に関する。

動脈および静脈の磁気共鳴イメージング法、すなわちＭＲアンギオグラフィ（MR angiography：ＭＲＡ）としては、グラジエントエコー（gradient echo：ＧＲＥ）法を用いたタイム・オブ・フライト（time of fright：ＴＯＦ）法や、血管を低信号に描出する高速スピンエコー（Fast spin echo：ＦＳＥ）法を用いたブラックブラッド（black-blood：ＢＢ）法がある。最近では、静脈の磁化率（susceptibility）効果を応用するＳＷＩ（susceptibility-weighted imaging）法がある。

非造影のＴＯＦ法は、ホワイトブラッド（white-blood：ＷＢ）法の代表例である。非造影のＴＯＦ法では、インフロー（in-flow）効果を利用するので、スラブの流入部に近い流速の速い動脈は血管が高信号になる。この非造影のＴＯＦ法では、乱流部は描出困難であり、また穿通枝などの抹消血管が描出されにくく、動脈主体に描出される。また常磁性造影剤を用いてＴ１Ｗ（T1-weighted）系のシーケンスで撮像した場合は、血管が高信号に描出されるのでＷＢ法となる。なお、血管が背景組織に比べて高信号になるＭＲＡ法を、ここでは広くＷＢ法と称している。

ＢＢ法は、血管が周囲組織に対し低信号になり、遅い血流も描出され、血管壁が正しく描出される。ＢＢ法では、ＴＯＦ法では描出することが困難な乱流部も描出することが可能である。ＢＢ法のシーケンスは、当初はＦＳＥ法を利用して開発されたが、画像処理の問題などのためかあまり普及していない。ＢＢ法では、動脈血および静脈血のいずれも低信号になるが、エコー時間（ＴＥ）を短かめにすることによって動脈を強調できる。また常磁性造影剤を用いてＴ２^*Ｗ（T2^*-weighted）系のシーケンスで撮像した場合は、血管が低信号に描出されるのでＢＢ法となる。

ＢＢ法では、周囲組織が低信号となるので、血管のみを区別して抽出するのが困難で、例えば最小値投影（ｍｉｎＩＰ）では空気の除外が困難である。ＷＢ法での血管抽出は、最大値投影（ＭＩＰ）などでも比較的容易に行える。

さらに別のＭＲＡの手法として、フェーズコントラスト法が知られている。フェーズコントラスト法は、傾斜磁場をバイポーラグラディエントとして互いに極性を反転して収集した２組の信号の振幅と位相を利用して画像化する。

なお、ＭＲＡは、流動部と静止部とをコントラストを付けて表した画像を得る撮像法であるが、これとは異なる撮像法として磁化率の違いをコントラストで表した画像を得るものが知られている。例えば、出血が生じた組織のような異常組織をその周辺の正常組織とをコントラストを付けて表した画像を得る撮像法が知られている。

米国特許第６５０１２７２号明細書 特開２００８−２７２２４８

以上のような流動部と静止部とを、あるいは異常組織と正常組織とをコントラストを付けて表す種々の手法が従来より知られているが、的確な、あるいは効率的な医用診断のために、コントラストがより大きく、これにより流動部や異常組織がより明瞭に表れた画像が求められていた。

なお、特許文献１に記載された技術に依れば、血管内部についての信号値をゼロに近づけることができるが、負にまではできないという限界があるとともに、処理も複雑でＳＮＲ（signal-to-noise ratio）が低下してしまう。

フェーズコントラスト法は、１枚の画像を得るために２組のシーケンスで磁気共鳴信号の収集を行わなければならない。このために、撮像時間が長くなってしまう。また、位相差が１８０度までに制約されるために、対象とする血流の流速が既知でなければならず、良好な画像を得るための適正な撮像パラメータの設定が難しい。

本出願人はこのような事情を考慮して、ＷＢ法により得られたデータとＢＢ法により得られたデータとに基づいて、これらのデータよりも関心組織の背景に対するコントラストが高い別のデータを生成する技術について、特許文献２として提案した。この技術は原理的には、ＷＢ法により得られた信号値からＢＢ法により得られた信号値を減じる。このようにすることによって、ＷＢ法により得られた信号値とＢＢ法により得られた信号値との差は、背景部よりも血管で大きいから、血管の信号値と静止部の信号値との差がＷＢ法により得られたデータおよびＢＢ法により得られたデータのいずれよりも大きいデータが得られる。

しかしながら、ＭＲＡでの画像再構成には、従来より磁気共鳴信号の振幅情報のみが使用されている。このためＢＢ法では、太くて血液の流速が遅い血管などでは完全にディフェーズ（dephase）されずに、負の位相を有する部分の信号値が絶対値であったときに負から正へと折り返してしまうことがある。そしてこの場合には、特許文献２に記載された技術を適用すると、逆にコントラストが低下してしまう。

また、ＢＢ法で背景部が無信号になってしまう場合には、上記の折り返しによって血管の信号値が背景部よりも高くなってしまう。このため、特許文献２に記載された技術を適用すると、コントラストが大幅に低下してしまう。

一方、ＷＢ画像を得るためのＴＯＦ法には一般的にＧＲＥシーケンスが用いられる。そしてＴＯＦ法では、ボクセル内のスピンの位相をそろえてベクトル和として信号を最大化するために、一般にリフェーズシーケンスが用いられる。そしてリフェーズシーケンスは、通常は１次ＧＭＮ（gradient moment nulling）により実現される。１次ＧＭＮでは、磁気共鳴信号において支配的である０次および１次の流れ成分の位相はほぼゼロになるはずであるので、ＴＯＦ法での画像生成には従来より磁気共鳴信号の振幅情報のみが使用されている。

しかしながら、１次ＧＭＮでは、２次以上のモーメントに関してはリフェーズされない。このため、ボクセル内のスピンの位相が完全にそろう訳ではなく、最大限の振幅成分を持った磁気共鳴信号が得られているのではない。ただし、ＧＭＮでは、より高次のモーメントまでリフェーズするほどに傾斜磁場パルスの変化パターンが複雑になってＴＥが増大してしまう。このため、従来は上記のように１次ＧＭＮが用いられることが一般的である。ＴＥのさらなる短縮を図るために０次ＧＭＮのＧＲＥシーケンスが用いられることもある。なお、０次ＧＭＮでは、ＴＥ短縮効果により２次モーメント以上の成分が低減する効果で、ボクセル内での位相の分散があまり増大せず動脈瘤など乱流部の描出能は改善する場合があるが、主幹動脈２次分枝以降程度の末梢での描出能が低下する場合が指摘されている。

このように、ＷＢ法においてもコントラストが十分に得られていない場合があった。

以上のことは、血管撮像に限らず、正常組織と異常組織との磁化率の違いを利用して異常組織を描出する撮像法においても同様のことが言える。

本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、血管等の流動部と背景部との間、あるいは磁化率の異なる部位どうしの間のコントラストの向上を図ることができる磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。

本発明の第１の態様による磁気共鳴イメージング装置は、被検体の少なくとも一部を含む撮像領域内の多数の画素位置のそれぞれに関して、流体が流動する流動部と組織が静止した静止部とで、あるいは正常部とは磁化率が異なる異常部と前記正常部とで互いに位相が異なるように励起された磁化ベクトルを検出する検出手段と、前記多数の画素位置のそれぞれに関して検出された前記磁化ベクトルの振幅の絶対値に比例した値として各画素位置の画素値を決定する決定手段と、前記多数の画素位置のそれぞれに関して検出された前記磁化ベクトルの実部に基づいて、前記流動部または前記異常部と前記静止部または前記正常部とで前記画素値の差を増大させるように前記決定手段により決定された画素値を補正する補正手段とを備える。

本発明の第２の態様による磁気共鳴イメージング装置は、被検体の少なくとも一部を含む撮像領域内の多数の画素位置のそれぞれに関して、流体が流動する流動部が組織が静止した静止部よりも、あるいは正常部とは磁化率が異なる異常部を前記正常部よりも大振幅となるように、あるいは前記流動部または前記異常部と前記静止部または前記正常部とで位相が異なるように励起された第１の磁化ベクトルを検出する第１の検出手段と、前記多数の画素位置のそれぞれに関して検出された前記第１の磁化ベクトルの振幅の絶対値に比例した値を各画素位置の第１の画素値として含む第１のデータを生成する第１の生成手段と、前記多数の画素位置のそれぞれに関して、前記流動部または前記異常部を前記静止部または前記正常部よりも小振幅となるように、あるいは前記流動部または前記異常部と前記静止部または前記正常部とで位相が異なるように励起された第２の磁化ベクトルを検出する第２の検出手段と、前記多数の画素位置のそれぞれに関して検出された前記第２の磁化ベクトルの振幅の絶対値に比例した値を各画素位置に関する第２の画素値として含む第２のデータを生成する第２の生成手段と、前記第１および第２のデータの少なくとも一方を、前記第１のデータについては前記多数の画素位置のそれぞれに関して検出された前記第１の磁化ベクトルの実部に基づいて、前記第２のデータについては前記多数の画素位置のそれぞれに関して検出された前記第２の磁化ベクトルの実部に基づいて、前記流動部または前記異常部と前記静止部または前記正常部とで前記画素値の差を増大させるように補正する補正手段と、前記補正手段が前記第１のデータのみを補正した場合には前記補正手段により補正された第１のデータと前記第２の生成手段により生成された第２のデータとに基づいて、前記補正手段が前記第２のデータのみを補正した場合には前記第１の生成手段により生成された第１のデータと前記補正手段により補正された第２のデータとに基づいて、前記補正手段が前記第１および第２のデータの双方を補正した場合には前記補正手段により補正された第１および第２のデータに基づいて、当該２つのデータよりも前記流動部または前記異常部の前記静止部または前記正常部に対するコントラストが高い第３のデータを生成する手段とを備える。

本発明によれば、血管等の関心組織と背景部との間、あるいは磁化率の異なる部分どうしの間のコントラストの向上を図ることが可能となる。

本発明の一実施形態にかかる磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）の概略構成を示す図。 図１に示されるＭＲＩ装置のハイブリッドＭＲＡを得るための第１の実施形態における動作手順を示したフローチャート。 図１中の演算ユニットのＢＢ画像の補正処理における処理手順を示すフローチャート。 ベクトルV、ベクトルV_col、位相Φ_flowおよび位相Φ_backの関係の一例を示す図。 ＢＢにおける振幅の分布の一例を示す図。 図５に振幅の分布が示されているのと同じ直線上における位相の分布の一例を示す図。 位相Φ_corの分布を示す図。 ウィンド関数Wの一例を示す図。 強調位相Φ_cor.enhの分布の一例を示す図。 図４に示されるベクトルV_corに対して求められるベクトルV_cor.enhおよび実部Re[V_cor.enh]の関係の一例を示す図。 図５の左側に位置する血管に関する補正前後のベクトルを比較して示す図。 図５の右側に位置する血管に関する補正前後のベクトルを比較して示す図。 図５および図６に示す振幅および位相の分布を有していた直線上の各位置に関して上記の補正によって求められた信号値Iの分布の一例を示す図。 第１エコーの磁化ベクトルと第２エコーの磁化ベクトルとの関係を示す図。 図１中の演算ユニットのＢＢ画像の補正処理における処理手順を示すフローチャート。 ＴＯＦおよびＦＳ−ＢＢにおける振幅の分布の一例を示す図。 図１６に振幅の分布が示されているのと同じ直線上における位相の分布の一例を示す図。 位相Φ2_corの分布を示す図。 ウィンド関数Wの一例を示す図。 強調位相Φ_cor.enhの分布の一例を示す図。 図１４に示されるベクトルV2_corに関するベクトルV2_cor.enh、ベクトルの差分V1−V2_cor.enhおよび実部A1−Re[V2_cor.enh]の関係の一例を示す図。 図１６の左側に位置する血管に関するＴＯＦのベクトルと補正前後のＦＳ−ＢＢのベクトルを比較して示す図。 図１６の右側に位置する血管に関するＴＯＦのベクトルと補正前後のＦＳ−ＢＢのベクトルを比較して示す図。 図１６に示されるＴＯＦの振幅の分布とV2_cor.enhの振幅の分布とを比較して示す図。 図２４に示したＴＯＦおよびV2_cor.enhに関して求められる画像値A_hの分布を示す図。 図１６に示したＴＯＦとＦＳ−ＢＢとの差分として求められる従来の画像値の分布を示す図。 図１中の演算ユニットの第３の実施形態のＢＢ画像の補正処理における処理手順を示すフローチャート。 コサインフィルタの特性の一例を示す図。 従来のＦＳＢＢ法により得られた実部画像と第３の実施形態により得られた実部画像とを示す図。 図２９中の左側画像中に示された白線の位置での画像値のプロファイルを示す図。 図２９中の右側画像中に示された白線の位置での画像値のプロファイルを示す図。 図１に示されるＭＲＩ装置のハイブリッドＭＲＡを得るための第２の実施形態における動作手順を示したフローチャート。 図１中の演算ユニットのＷＢ画像の補正処理における処理手順を示すフローチャート。 コサインフィルタの特性の一例を示す図。 ウィンド関数の変形例を示す図。

以下、図面を参照して本発明の実施形態について説明する。

図１は本実施形態にかかる磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）１００の概略構成を示す図である。

このＭＲＩ装置１００は、被検体２００を載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロールおよび画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。そしてＭＲＩ装置１００はこれらの各部の構成要素として、磁石１、静磁場電源２、シムコイル３、シムコイル電源４、天板５、傾斜磁場コイルユニット６、傾斜磁場電源７、ＲＦコイルユニット８、送信器９Ｔ、受信器９Ｒ、シーケンサ（シーケンスコントローラ）１０、演算ユニット１１、記憶ユニット１２、表示器１３、入力器１４、音声発生器１５およびホスト計算機１６を有する。またＭＲＩ装置１００には、被検体２００の心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測する心電計測部が接続されている。

静磁場発生部は、磁石１と静磁場電源２とを含む。磁石１としては、例えば超電導磁石や常電導磁石が利用可能である。静磁場電源２は、磁石１に電流を供給する。かくして静磁場発生部は、被検体２００が送り込まれる円筒状の空間（診断用空間）の中に静磁場Ｂ₀を発生させる。この静磁場Ｂ₀の磁場方向は、診断用空間の軸方向（Ｚ軸方向）にほぼ一致する。静磁場発生部には、さらにシムコイル３が設けられている。このシムコイル３は、ホスト計算機１６の制御下でのシムコイル電源４からの電流供給によって静磁場均一化のための補正磁場を発生する。

寝台部は、被検体２００を載せた天板５を、診断用空間に送り込んだり、診断用空間から抜き出したりする。

傾斜磁場発生部は、傾斜磁場コイルユニット６および傾斜磁場電源７を含む。傾斜磁場コイルユニット６は、磁石１の内側に配置される。傾斜磁場コイルユニット６は、互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向およびＺ軸方向のそれぞれの傾斜磁場を発生させるための３組のコイル６ｘ，６ｙ，６ｚを備える。傾斜磁場電源７は、シーケンサ１０の制御の下で、コイル６ｘ、コイル６ｙおよびコイル６ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。傾斜磁場発生部は、傾斜磁場電源７からコイル６ｘ，６ｙ，６ｚに供給するパルス電流を制御することにより、物理軸である３軸（Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸）方向のそれぞれの傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場Ｇ_S、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_E、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇ_Rから成る論理軸方向のそれぞれの傾斜磁場を任意に設定する。スライス方向、位相エンコード方向および読出し方向の各傾斜磁場Ｇ_S、Ｇ_E、Ｇ_Rは、静磁場Ｂ₀に重畳される。

送受信部は、ＲＦコイルユニット８、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒを含む。ＲＦコイルユニット８は、診断用空間にて被検体２００の近傍に配置される。送信器９Ｔおよび受信器９Ｒは、ＲＦコイルユニット８に接続さる。送信器９Ｔおよび受信器９Ｒは、シーケンサ１０の制御の下で動作する。送信器９Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を生じさせるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイルユニット８に供給する。受信器９Ｒは、ＲＦコイルユニット８が受信したエコー信号などのＭＲ信号（高周波信号）を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、あるいはフィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してデジタルデータ（生データ）を生成する。

制御・演算部は、シーケンサ１０、演算ユニット１１、記憶ユニット１２、表示器１３、入力器１４、音声発生器１５およびホスト計算機１６を含む。

シーケンサ１０は、ＣＰＵおよびメモリを備えている。シーケンサ１０は、ホスト計算機１６から送られてきたパルスシーケンス情報をメモリに記憶する。シーケンサ１０のＣＰＵは、メモリに記憶したシーケンス情報にしたがって、傾斜磁場電源７、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒの動作を制御するとともに、受信器９Ｒが出力した生データを一旦入力し、これを演算ユニット１１に転送する。ここで、シーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源７、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばコイル６ｘ，６ｙ，６ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間および印加タイミングなどに関する情報を含む。

演算ユニット１１は、受信器９Ｒが出力した生データを、シーケンサ１０を通して入力する。演算ユニット１１は、入力した生データを、内部メモリに設定したｋ空間（フーリエ空間または周波数空間とも呼ばれる）に配置し、このｋ空間に配置されたデータを２次元または３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再構成する。また演算ユニット１１は、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理（重付け差分処理も含む）も必要に応じて実行可能である。この合成処理には、ピクセル毎にピクセル値を加算する処理や、最大値投影（ＭＩＰ）処理、最小値投影（ｍｉｎＩＰ）などが含まれる。また、上記合成処理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとった上で、これら複数フレームの生データを合成して１フレームの生データを得てもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、あるいは重み付け加算処理などが含まれる。

記憶ユニット１２は、再構成された画像データや、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを記憶する。

表示器１３は、ユーザに提示するべき各種の画像をホスト計算機１６の制御の下に表示する。表示器１３としては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。

入力器１４は、操作者が希望する同期タイミング選択用のパラメータ情報、スキャン条件、パルスシーケンス、画像合成や差分の演算に関する情報などの各種の情報を入力する。入力器１４は、入力した情報をホスト計算機１６に送る。入力器１４としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に備える。

音声発生器１５は、ホスト計算機１６から指令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発する。

ホスト計算機１６は、既存のＭＲＩ装置で実現されている各種の動作を実現するようにＭＲＩ装置１００の各部の動作を総括する。ホスト計算機１６は他に、後述するように、ハイブリッドＭＲＡの実行時にスケーリング係数を設定する機能を備える。

心電計測部は、ＥＣＧセンサ１７およびＥＣＧユニット１８を含む。ＥＣＧセンサ１７は、被検体２００の体表に付着されており、被検体２００のＥＣＧ信号を電気信号（以下、センサ信号と称する）として検出する。ＥＣＧユニット１８は、センサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施した上で、ホスト計算機１６およびシーケンサ１０に出力する。この心電計測部としては、例えばベクトル心電計を用いることができる。この心電計測部によるセンサ信号は、被検体２００の心時相に同期したスキャンを実行するときにシーケンサ１０にて必要に応じて用いられる。

次に以上のように構成されたＭＲＩ装置１００の動作について説明する。なお、ＭＲＩ装置１００は、既存のＭＲＩ装置で実現されている各種の撮像を行うことが可能であるが、これについての説明は省略する。そしてここでは、ハイブリッドＭＲＡを得る場合の動作について説明する。そして以下では、ハイブリッドＭＲＡを得るための処理がそれぞれ異なる第１および第２の実施形態についてそれぞれ詳細に説明する。

（第１の実施形態）
図２はハイブリッドＭＲＡを得るための第１の実施形態におけるＭＲＩ装置１００の動作手順を示したフローチャートである。

ステップＳａ１においてはシーケンサ１０が、傾斜磁場電源７、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒを制御して、ＷＢ法およびＢＢ法のそれぞれでのデータ収集を行う。このＷＢ法でのデータ収集とＢＢ法でのデータ収集とを個別のシーケンスにて行っても良いが、ここではマルチエコー法を用いて一連のシーケンス中にＷＢ法およびＢＢ法の双方のデータ収集を行う。このデータ収集は、撮像領域として設定されたスラブ内の複数のスライスについてそれぞれ行われる。

ＷＢ法およびＢＢ法として、具体的にどの手法を採用するかは任意であるが、ここではＷＢ法としてＴＯＦ法を、またＢＢ法としてＦＳ−ＢＢ（flow-sensitive BB）法を採用することとする。なお、ＦＳ−ＢＢは、関心領域の動脈及び静脈のフローによる信号低下を強調させるためのディフェーズ傾斜磁場パルスを含むグラジエントエコー系のパルスシーケンスでデータ収集を行う。

ステップＳａ２においては演算ユニット１１が、上記のようにしてＴＯＦ法を用いて収集されたデータに基づいて、血管が背景よりも高信号に表される画像（以下、ＷＢ画像と称する）を再構成する。また演算ユニット１１は、上記のようにしてＦＳ−ＢＢ法を用いて収集されたデータに基づいて、血管が背景よりも低信号に表される画像（以下、ＢＢ画像と称する）を再構成する。

ステップＳａ３において演算ユニット１１は、位相情報を用いてのＢＢ画像の補正処理を行う。図３はＢＢ画像の補正処理における演算ユニット１１の処理手順を示すフローチャートである。

まず、ＦＳ−ＢＢ法により取得される磁気共鳴信号を生じさせた磁化の複素成分のベクトルをV、振幅をA、位相をΦで表す場合、ベクトルVは次式により表される。

V＝A exp[jΦ]
ここではベクトルVには、静止部位相（背景位相）Φ_backに流れによる位相Φ_flowが加算されている。そして静止部位相はＴＥに依存して異なる。つまり、位相Φは次式により定まる。

Φ＝Φ_flow＋Φ_back
ステップＳｂ１において演算ユニット１１は、適当な強度のローパスフィルタH_lowにより位相Φ_lowを算出する。すなわち、
Φ_low＝arg[H_low[V]]
とする。そうすると、この位相Φ_lowは、近似的に背景位相に等しくなる。

すなわち、Φ_low≒Φ_backである。

ステップＳｂ２において演算ユニット１１は、背景位相Φ_backの影響を排除したベクトルV_corを次式によって求める。

V_cor＝V exp[−jΦ_back]
すなわち、位相Φから背景位相Φ_backの影響を排除した位相Φ_corは、次式により表される。

Φ_cor＝arg[V_cor]
背景位相補正後の位相Φ_corはTEが十分短いか、または磁場不均一に起因する位相において低周波位相が支配的であるならば、流れによる位相Φflowのみとなる。すなわち、次式がなりたつ。ただしΦ_flowは流速や方向により不定である。

Φ_cor≒Φ_flow
図４はベクトルV、ベクトルV_col、位相Φ_flowおよび位相Φ_backの関係の一例を示す図である。

図５はＢＢにおける振幅の分布の一例を示す図である。この図５では、２箇所で血管を通過する直線上の各位置から収集された磁気共鳴信号の振幅をそれぞれ示している。ＢＢであるので、血管においては背景部よりも振幅が小さくなっている。しかし、図５中の左側に位置する血管に関しては、信号値が負から正へと折り返している。

図６は図５に振幅の分布が示されているのと同じ直線上における位相の分布の一例を示す図である。図６では、位相Φを太い実線で示すとともに、背景位相Φ_backを一点鎖線で示している。

図７は位相Φ_corの分布を示す図である。

この位相Φ_corは、血管に対応する位置においてゼロ以外となり、静止部に対応する位置においてゼロとなる。

ステップＳｂ３において演算ユニット１１は、背景部位相はゼロのままにしつつ、血管の位相を±180°に近づけるような位相強調を行う。すなわち、ＢＢ画像のコントラストを大きくするために、ベクトルV_corの実部を、静止部分はゼロのままとしつつ血管のみベクトルV_corの位相に応じて正または負に大きくする。具体的には、例えば図８に示すようなウィンド関数Wを準備し、次式によって位相Φ_corを強調位相Φ_cor.enhに変換する。

Φ_cor.enh＝W_enh[Φ_cor]
図９は強調位相Φ_cor.enhの分布の一例を示す図である。

ステップＳｂ４において演算ユニット１１は、強調位相Φ_cor.enhでのベクトルV_cor.enhを次式により作成（再作成）する。

V_cor.enh＝abs[V] exp[jΦ_cor.enh]
ステップＳｂ４において演算ユニット１１は、ベクトルV_cor.enhの実部Re[V_cor.enh]を抽出し、これを補正されたＢＢ画像の信号値Iとする。すなわち信号値Iは、次の式により求められる。

I＝Re[V_cor.enh]
図１０は図４に示されるベクトルV_corに対して求められるベクトルV_cor.enhおよび実部Re[V_cor.enh]の関係の一例を示す図である。

図１１は図５の左側に位置する血管に関する補正前後のベクトルを比較して示す図である。

図１２は図５の右側に位置する血管に関する補正前後のベクトルを比較して示す図である。

図１３は図５および図６に示す振幅および位相の分布を有していた直線上の各位置に関して上記の補正によって求められた信号値Iの分布の一例を示す図である。

このようにして求まる画素値Iは、もとのＢＢ画像において血管に対応する位置について決定された画素値を、静止部に対応する位置について決定された画素値との差を増大したものとなる。かくして、血管の背景部に対するコントラストを高めるようにＢＢ画像を補正したこととなる。従って、このように補正されたＢＢ画像によれば、補正される前のＢＢ画像に比べて血管の形態をより正確に描出することになる。

さらにこのように補正されたＢＢ画像を用いて以下のように処理することで、従来よりも血管の描出精度の高いハイブリッドＭＲＡ画像が得られる。

前述のような補正処理が終了したのちに必要ならば、図２のステップＳａ３からステップＳａ４へ進む。ステップＳａ４においては演算ユニット１１が、ＷＢ画像とＢＢ画像とのスケーリング差分を演算することによって、ハイブリッドＭＲＡ画像を生成する。すなわち、同一の位置に関するピクセル毎に、そのピクセルについてのＷＢ画像での信号値をＳ(WB)、上記の補正処理が施された後のＢＢ画像での信号値をＳ(BB)とするとともに、スケーリング係数をαとおくと、次の(1)式によって差分値ΔＳを算出する。

ΔＳ＝Ｓ(WB)−α×Ｓ(BB) …(1)
ＷＢ画像での信号値Ｓ(WB)は、血管については背景部の信号値Ｓbase(WB)よりも高信号になっている。ＢＢ画像での信号値Ｓ(BB)は、血管については背景部の信号値Ｓbase(BB)よりも低信号になっている。

かくして差分値ΔＳは、信号値Ｓ(WB)および信号値Ｓ(BB)のいずれよりも大きくなる。従って、血管の背景部に対するコントラストが、ＷＢ画像およびＢＢ画像のいずれよりも向上する。

そして以上のハイブリッドＭＲＡ画像は、スラブ内の全スライスのそれぞれについて生成される。

一方ステップＳａ５においては演算ユニット１１が、ＷＢ画像に基づいてマスク画像を生成する。このマスク画像は、例えば脳内の血管を撮像している場合には、脳実質に相当する領域を表す画像とする。ＢＢ画像は脳実質とその周囲との信号差が小さいことなどのために脳実質の領域を抽出することが困難だが、ＷＢ画像では脳実質および血管が高信号になるので、閾値処理などの簡単な処理により脳実質および血管の領域を抽出できる。

ステップＳａ６においては演算ユニット１１が、複数のハイブリッドＭＲＡ画像についてのＭＩＰ処理を行って、ハイブリッドＭＲＡ ＭＩＰ画像を生成する。ＭＩＰ処理の対象とするハイブリッドＭＲＡ画像は、全スライスのハイブリッドＭＲＡ画像の全部または一部としても良いし、断面変換により生成した複数のハイブリッドＭＲＡ画像としても良い。またこのＭＩＰ処理に際しては、ステップＳａ５で生成したマスク画像を参照して、脳実質に相当する領域のみを対象として行うようにしても良い。なお、ハイブリッドＭＲＡ ＭＩＰ画像とともに、例えばＢＢ画像のｍｉｎＩＰ画像などのような別の画像を表示する場合、そのｍｉｎＩＰ処理に対してもマスク画像を参照して行うようにしても良い。

以上のようにＭＲＩ装置１００の第１の実施形態における動作によれば、図１３から分かるように図５に示された振幅の折り返しが解消されているＢＢ画像が使用されてハイブリッドＭＲＡ画像、さらにはハイブリッドＭＲＡ ＭＩＰ画像が生成されるので、図５に示された振幅の折り返しが生じているＢＢ画像をそのまま使用するのに比べて、血管の背景部に対するコントラストを更に高めることが可能となる。

（第２の実施形態）
ハイブリッドＭＲＡを得る場合のＭＲＩ装置１００の第２の実施形態における動作手順は、図２に示された第１の実施形態における手順と同様である。そして第２の実施形態が第１の実施形態と異なるのは、ステップＳａ３におけるＢＢ画像の補正処理とステップＳａ４におけるスケーリング差分の演算処理の具体的な内容にある。そこで以下では、この相違点を詳細に説明し、第１の実施形態と同様な動作についてはその説明を省略する。

第２の実施形態は、マルチエコー法を利用してＷＢ法およびＢＢ法のそれぞれに関する信号の収集を行う場合に適する。以下においては、第１エコーをＴＯＦ法、第２エコーをＭＰＧ（motion probing gradient）を加えたＦＳ−ＢＢ法とし、さらに両者で水脂肪は同位相、例えばインフェーズ（In-phase）となるようにする。

まず、第１エコーに関する磁化の複素成分のベクトルをV1、振幅をA1、位相をΦ1とそれぞれ表し、第２エコーに関する磁化の複素成分のベクトルをV2、振幅をA2、位相をΦ2とそれぞれ表すこととする。この場合のベクトルV1，2はそれぞれ次式により表される。

V1＝A1 exp[jΦ1]
V2＝A2 exp[jΦ2]
ここで第１エコーは、ＧＭＮが完全なら静止部位相のみが残っており、第２エコーは静止部位相に流れによる位相が加算されている。そして静止部位相はＴＥに依存して異なる。振幅は第１エコーが第２エコーより大きい。このため図１４に示すように、以下の関係が成り立っているものとする。

Φ1＝Φ1_back
Φ2＝Φ2_flow＋Φ2_back
A1＞＝A2
図１５はＢＢ画像の補正処理における演算ユニット１１の処理手順を示すフローチャートである。

ステップＳｃ１において演算ユニット１１は、第２エコーの背景位相Φ2_backを算出する。

ここで静止部位相はMaxwell termを無視できるとすればＧＲＥシーケンスの場合はＴＥに比例するので、背景位相Φ2_backは次式により求められる。

Φ2_back＝(TE2／TE1)Φ1_back＝(TE2／TE1)Φ1
すなわち、第２エコーの静止部位相は第１エコーの位相そのものを用いて表せる。

図１６はＴＯＦおよびＦＳ−ＢＢにおける振幅の分布の一例を示す図である。この図１６では、２箇所で血管を通過する直線上の各位置から収集された磁気共鳴信号の振幅をそれぞれ示している。ＴＯＦはＷＢ法であるので、血管においては背景部よりも振幅が大きくなっている。ＦＳ−ＢＢはＢＢ法であるので、血管においては背景部よりも振幅が小さくなっている。しかしＦＳ−ＢＢにおいては、図１６中の左側に位置する血管に関しては、信号値が負から正へと折り返している。

図１７は図１６に振幅の分布が示されているのと同じ直線上における位相の分布の一例を示す図である。図１７では、位相Φ1，Φ2を実線で示すとともに、ＦＳ−ＢＢにおける背景位相Φ2_back＝(TE2／TE1)Φ1を破線で示している。

ステップＳｃ２において演算ユニット１１は、第２エコーの背景位相を補正する。すなわち演算ユニット１１は、ベクトルV2から背景位相Φ2_backの影響を排除したベクトルV2_corを次式によって求める。

V2_cor＝V2 exp[−jΦ2_back]＝A2 exp[-j(Φ2_flow＋Φ2_back−Φ2_back)]＝A2 exp[−jΦ2_flow]
すなわち、次式のように第２エコーの背景位相補正後の位相Φ2_corは、流れによる位相のみとなる。

Φ2_cor＝arg[V2_cor]≒Φ2_flow
位相Φ2_flowは流速や方向により不定である。しかしながら位相Φ2_flowが第１エコーの位相とが同じである確率は小さい。ベクトルV1，V2から求めるべきハイブリッドＭＲＡ画像の画像値A_hがA1−A2である場合はベクトルV1，V2を同位相とみなした差分と等価である。従って、この段階で画像値A_hを、複素差分の絶対値として次の式のように定義しても、血管CNRは絶対値差分よりは少なくとも同じか大きくなる。

A_h＝abs[V1−V2_cor]
あるいは画像値A_hを、第１エコー振幅と第２エコー背景部位相補正後の実部成分との差分として次の式のように定義しても、やはり血管CNRは絶対値差分よりは少なくとも同じか大きくなる。

A_h＝A1−Re[V2_cor]
なお、以上のステップＳｃ１およびステップＳｃ２は、第１実施形態におけるステップＳｂ１およびステップＳｂ２と同様にＢＢ画像のみから算出しても良い。

図１８は位相Φ2_corの分布を示す図である。

ステップＳｃ３において演算ユニット１１は、背景部位相はゼロのままにしつつ、血管の位相を±180°に近づけるような位相強調を行う。すなわち、さらに差分後の血管信号を大きくするために、ベクトルV2_corの実部を、静止部分はゼロのままとしつつ、血管のみV2_corの位相に応じて正または負に大きくする。具体的には、例えば図１９に示すようなウィンド関数Wを準備し、次式によって位相Φ2_corを強調位相Φ2_cor.enhに変換する。

Φ2_cor.enh＝W[Φ2_cor]
図２０は強調位相Φ_cor.enhの分布の一例を示す図である。

ステップＳｃ４において演算ユニット１１は、強調位相Φ2_cor.enhでのベクトルV2_cor.enhを次式により作成（再作成）する。

V2_cor.enh＝Abs[V2] exp[jΦ2_cor.enh]
図２１は図１４に示されるベクトルV2_corに関するベクトルV2_cor.enh、ベクトルの差分V1−V2_cor.enhおよび実部A1−Re[V2_cor.enh]の関係の一例を示す図である。

図２２は図１６の左側に位置する血管に関するＴＯＦのベクトルと補正前後のＦＳ−ＢＢのベクトルを比較して示す図である。

図２３は図１６の右側に位置する血管に関するＴＯＦのベクトルと補正前後のＦＳ−ＢＢのベクトルを比較して示す図である。

図２４は図１６に示されるＴＯＦの振幅の分布とV2_cor.enhの振幅の分布とを比較して示す図である。

以上のような補正処理が終了したならば、図２のステップＳａ３からステップＳａ４へ進む。ステップＳａ４においては演算ユニット１１が、ＷＢ画像とＢＢ画像とのスケーリング差分を演算することによって、ハイブリッドＭＲＡ画像を生成する。ただし、せっかくステップＳｃ３において第２エコーの位相Φ2_cor.enhを−180°近くなるように位相強調したので、ここでは複素差分は用いないで、次式により画像値A_hを求める。

A_h＝Abs[V1]−α×Re[V2_cor.enh]
図２５は図２４に示したＴＯＦおよびV2_cor.enhに関して求められる画像値A_hの分布を示す図である。

図２６は図１６に示したＴＯＦとＦＳ−ＢＢとの差分として求められる従来の画像値の分布を示す図である。

以上のようにＭＲＩ装置１００の第２の実施形態における動作によれば、図２４から分かるように図１６に示された振幅の折り返しが解消されているＢＢ画像が使用されてハイブリッドＭＲＡ画像、さらにはハイブリッドＭＲＡ ＭＩＰ画像が生成される。従って、図２５と図２６との比較から明らかなように、図１６に示された振幅の折り返しが生じているＢＢ画像をそのまま使用するのに比べて、血管の背景部に対するコントラストを更に高めることが可能となる。

（第３の実施形態）
ハイブリッドＭＲＡを得る場合のＭＲＩ装置１００の第３の実施形態における動作手順は、図２に示された第１の実施形態における手順と同様である。そして第３の実施形態が第１の実施形態と異なるのは、ステップＳａ３におけるＢＢ画像の補正処理の具体的な内容にある。そこで以下では、この相違点を詳細に説明し、第１の実施形態と同様な動作についてはその説明を省略する。

図２７は第３の実施形態のＢＢ画像の補正処理における演算ユニット１１の処理手順を示すフローチャートである。

ステップＳｄ１において演算ユニット１１は、背景位相が補正された複素信号S_corを次の式により求める。

S_cor＝S_orig・S_low ^*／|S_low|
ただしここで、S_origはオリジナルの複素信号、S_lowはローパスフィルタH_lowによりS_origをフィルタ処理して得られた複素信号、そしてS_low ^*は複素信号S_lowの複素共役である。

ステップＳｄ２において演算ユニット１１は、背景位相が補正されて正規化された実部信号cos(Φ_cor)を次の式により求める。

cos(Φ_cor)＝real[S_cor／|S_cor|]
ステップＳｄ３において演算ユニット１１は、振幅画像における空気などの領域を除外する。具体的には、空気など信号が小さい部分のボクセルは位相がランダムなので、振幅画像に対して閾値処理などを施すことによって、空気領域などに相当するマスクを作成する。そしてこのマスクを用いてＢＢ画像に対してマスク処理することにより、空気領域などを振幅画像から除外する。マスク処理は具体的には、振幅画像の各画素に関して、振幅値Aが閾値Th以上である場合はMask＝1とし、それ以外の場合はMask＝0として、各画素のマスク後の画像値S_maskをMask×S_origとする処理である。

ステップＳｄ４において演算ユニット１１は、正規化された実部信号とnとの関数としてコサインフィルタH_B＝H{cos(Φ_cor),n}を次のように生成する。

H_B＝2×[Mⁿ−0.5]
ここで、コサインフィルタには非対称タイプと対称タイプとがある。非対称タイプの場合のMは、Im[S_cor]＜０またはΦ_cor＜０のいずれかの条件が成立するならば次の式のように定められ、上記の条件がいずれも成立しないならば0とされる。

M＝{cos(Φ_cor)＋1}／2
対称タイプの場合のMは、無条件に次の式のように定められる。

M＝{cos(Φ_cor)＋1}／2
また、nは強調ファクターであり、0以上の値である。nが大きいほど強調が強まる。なお、n＝0であるならばH_Bは1であり、これは振幅に相当する。n＝1であるならばH_Bはcos(Φ_cor)であり、これは単純realに相当する。なお、nがあまり大きくなく、かつＴＥが十分短くて磁化率の効果が無視できる場合は対象タイプが適し、それ以外では非対称タイプが適する。

図２８はコサインフィルタの特性を示す図である。

ステップＳｄ５において演算ユニット１１は、ステップＳｄ４で生成したコサインフィルタを振幅画像A_origに適用することによって、補正されたＢＢ画像の画像値I_corを求める。すなわち画像値Iは、次の式により求められる。

I_cor＝A_orig×H_B
図２９は従来のＦＳＢＢ法により得られた実部画像と第３の実施形態により得られた実部画像とを示す図である。図２９における左側が従来のＦＳＢＢ法により得られた実部画像であり、右側が第３の実施形態により得られた実部画像である。図３０は図２９中の左側画像中に示された白線の位置での画像値のプロファイルを示す図である。また図３１は図２９中の右側画像中に示された白線の位置での画像値のプロファイルを示す図である。

これら図２９乃至図３１から明らかなように、ＭＲＩ装置１００の第３の実施形態における動作によれば、図５に示された振幅の折り返しが解消されているＢＢ画像が得られる。従って、第１の実施形態と同様に、図５に示された振幅の折り返しが生じているＢＢ画像をそのまま使用するのに比べて、血管の背景部に対するコントラストを更に高めることが可能となる。

そして、このようにコントラストを高めたＢＢ画像を使用してＷＢ画像とのスケーリング差分を第１の実施形態と同様に演算することによって、第１の実施異形態よりもさらにコントラストの高いハイブリッドＭＲＡ画像を生成することができる。

しかも第３の実施形態によれば、位相成分による画像値の強調を複素信号における実部を用いた演算により実現しているので、第１の実施形態のように位相Φを求める必要がないために、第１の実施形態よりも演算ユニット１１の負荷を軽減することが可能である。

さらに第３の実施形態によれば、M(cos(Φ_cor))の値を変更することによって、非対称タイプおよび対称タイプのコサインフィルタを選択的に適用することが可能である。

さらに第３の実施形態によれば、強調ファクターnの値を0よりも大きな値とすることにより、実部を用いた強調処理を行うことができ、これによりさらなるコントラストの向上が図れる。そして、強調ファクターnの値を調整することにより、実部を用いた強調処理の強さを調整できる。

（第４の実施形態）
さて、１次ＧＭＮにあっては２次以上のモーメントの血管流成分の位相が、また０次ＧＭＮにあっては１次以上のモーメントの血管流成分の位相が、それぞれゼロにはならない。そこで第４の実施形態においては、これらの位相に関する情報を利用することで、ＷＢ画像におけるコントラストのさらなる向上を図ることとする。つまり第４の実施形態においては、ＴＯＦ法で適用するＧＭＮによりリフェーズする次数よりも高次の次数の流れ成分を有効に用いて血管描出能を向上させる。さらに言い換えるならば、ｎ次のＧＭＮならば（ｎ＋１）次モーメント以上の流れの血管流成分では位相がゼロではないので、この位相の情報を血流部についての信号振幅を高めるように振幅情報に付加するのである。

図３２はハイブリッドＭＲＡを得るための第４の実施形態におけるＭＲＩ装置１００の動作手順を示したフローチャートである。なお、図２と同一の処理を行うステップには同一の符号を付し、その詳細な説明は省略する。

図３２を図２と比べて分かるように、ＭＲＩ装置１００の動作が第４の実施形態において第１の実施形態と異なる点は、ステップＳａ５においてマスクを作成するのに先立ってステップＳｅ１を実行し、ＷＢ画像を補正することにある。

図３３はＷＢ画像の補正処理における演算ユニット１１の処理手順を示すフローチャートである。

ステップＳｆ１において演算ユニット１１は、ハイパスフィルタ（ホモダインフィルタとも称される）などにより低周波の磁場不均一成分を除外することにより背景位相が補正された複素信号S_corを求める。すなわち、信号S_corは次の式により求まる。

S_cor＝S_orig・S_low ^*／|S_low|
ただしここで、S_origはオリジナルの複素信号、S_lowはローパスフィルタによりS_origをフィルタ処理して得られた複素信号、そしてS_low ^*は複素信号S_lowの複素共役である。

ステップＳｆ２において演算ユニット１１は、背景位相が補正されて正規化された実部信号cos(Φ_cor)を次の式により求める。

cos(Φ_cor)＝real[S_cor／|S_cor|]
ステップＳｆ３において演算ユニット１１は、振幅画像における空気などの領域を除外する。具体的には、空気など信号が小さい部分のボクセルは位相がランダムなので、振幅画像に対して閾値処理などを施すことによって、空気領域などに相当するマスクを作成する。そしてこのマスクを用いてＷＢ画像に対してマスク処理することにより、空気領域などを振幅画像から除外する。マスク処理は具体的には、振幅画像の各画素に関して、振幅値Aが閾値Th以上である場合はMask＝1とし、それ以外の場合はMask＝0として、各画素のマスク後の画像値S_maskをMask×S_origとする処理である。

ステップＳｆ４において演算ユニット１１は、正規化された実部信号とnとの関数としてコサインフィルタH_W＝H{cos(Φ_cor),n}を次のように生成する。

H_W＝1＋（k−1）×（1−Mⁿ）
ただし、Mは｛1＋cos（Φ_cor）｝／2として求まる値である。また、kはコサインフィルタの最大倍である。nは強調ファクターであり、1以上の値である。nが大きいほど強調が強まる。

つまり、コサインフィルタは、ゲインの最小値が1で、最大値がkであるフィルタとして生成される。

図３４はコサインフィルタの特性の一例を示す図である。

図３４に示した特性は、kを3に固定し、nを1，4，8，16，32，64のそれぞれとした６種類のコサインフィルタに関する。

ステップＳｆ５において演算ユニット１１は、ステップＳｆ４で生成したコサインフィルタを振幅画像A_origに適用することによって、補正されたＷＢ画像の画像値I_corを求める。すなわち画像値Iは、次の式により求められる。

I_cor＝A_orig×H_W
つまり、振幅をA、位相をΦとおいて、ボクセルの複素信号SをS＝A＊exp[jΦ]として表すときに、Φが0から離れるほどにAが大きくなるようにフィルタ処理がなされる。

このように第４の実施形態によれば、ｎ次のＧＭＮにおける（ｎ＋１）次モーメント以上の流れの血管流成分に含まれる位相に基づいた強調を行うことになり、ＷＢ画像における血管部と背景部とのコントラストの向上が図られる。

そして、このようにコントラストを高めたＷＢ画像を使用してＢＢ画像とのスケーリング差分を第１の実施形態と同様に演算することによって、第１の実施異形態よりもさらにコントラストの高いハイブリッドＭＲＡ画像を生成することができる。

なおこの第４の実施形態は、ＴＥを短縮できることと、血管流成分に含まれる位相がより大きくなることとから、０次ＧＭＮを適用する場合において最も大きな効果が得られる。しかしながら、より高次のモーメントまでもリフェーズするｎ次ＧＭＮ（ｎは１以上）を適用する場合においても、ｎ＋１次以上の位相成分に基づく画像値の強調がなされるのであり、効果は期待できる。例えば、１次ＧＭＮでも、乱流など２次以上の成分が強調される。

この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。

(1) 背景位相は自データでなく、他のデータから求めたものでもよい。

例えばフロー（flow）に感度の極めて弱いシミングシーケンスを使用して作成した位相マップを使用することも可能である。最近では脂肪抑制やＥＰＩ（echo planar imaging）画像の安定化のために、ルーチンで患者毎に撮像して上記の位相マップを取得することが多いので、時間的には位相差マップを作成するための新たな撮像を行う必要はなく、時間的には問題ない。

ＧＲＥ法の２エコー（TE＝TE1，TE2）で水および脂肪のインフェーズ（in-phase）のＴＥの組み合わせを使用する。水・脂肪のケミカルシフトを3.5PPMとすると、静磁場強度が1.5Tならば、TE1＝4.5ms，TE2＝9.0msとなる。

(2) シミングやＧＭＮつき画像で求めた背景位相はフローの寄与がなく、静磁場不均一に起因する成分が支配的であるので、それを用いて補正すれば本来の位相がほぼ反映されているとみなせる。しかしながら、特にローパスフィルタとの差分により求めた位相は、血管の位相が過小評価されている。そこで本来の位相に近づけるために以下のような線型windowingによる位相強調処理を併せて行っても良い。ただしこれらの処理は、位相の線形関係を維持したければ不要である。

すなわち、本来の位相に近くなるようにまたは血管位相の大小関係を線形に保持するために、正負の最大位相が各々±180度になるように例えば図３５に示すようなウィンド関数を用いてスケーリングする。

なお、ローパスフィルタ差分により求めた位相は、血管のサイズに対する依存性があるので厳密ではないが、ほぼ同じサイズなら、位相の大小関係、すなわち血流速の大小関係はほぼ保持される。

最大位相が180度に近づくように非線型のウインド関数をかける。この場合は位相の大小関係は無視してともかく血管コントラストを向上させることになる。

(3) 前記第１および第２の実施形態にいずれにおいても、位相強調処理は省略することもできる。

(4) 前記第１乃至第３の実施形態は、ハイブリッドＭＲＡ画像における血管と静止部とのコントラストを向上させるために、ハイブリッドＭＲＡ画像を生成するために用いるＢＢ画像における血管と静止部とのコントラストを向上させている。しかしながら当該技術は、ハイブリッドＭＲＡ画像とは無関係にＢＢ画像を単独で得る場合においても、そのＢＢ画像における血管と静止部とのコントラストを向上する技術として利用が可能である。

(5) 前記第３の実施形態におけるコサインフィルタは、ＦＳＢＢ法（ディフェーズ）やリフェーズによるＢＢ法にも適用が可能である。

(6) 前記第４の実施形態におけるコサインフィルタの特性は、図３４に示したものには限定されず。位相がゼロの成分よりも位相がゼロでない成分を強調するように構成されれば良い。このため、コサインフィルタに代えて、特性がコサイン形ではない他の位相強調フィルタを用いても良い。

(7) 前記第４の実施形態は、ハイブリッドＭＲＡ画像における血管と静止部とのコントラストを向上させるために、ハイブリッドＭＲＡ画像を生成するために用いるＷＢ画像における血管と静止部とのコントラストを向上させている。しかしながら当該技術は、ハイブリッドＭＲＡ画像とは無関係にＷＢ画像を単独で得る場合においても、そのＷＢ画像における血管と静止部とのコントラストを向上する技術として利用が可能である。

(8) 第３の実施形態における強調処理を施したＢＢ画像と第４の実施形態における強調処理を施したＷＢ画像との差分としてハイブリッドＭＲＡ画像を生成するようにすれば、第１乃至第４の実施形態のいずれよりも大きなコントラストを持ったＭＲＡ画像を得ることができる。

(9) 前記各実施形態における特徴的な処理は、生データに対して施すことも可能である。

(10) 前記各実施形態の技術はいずれも、背景の正常部とは磁化率が異なる異常部と上記の正常部とでコントラストをつけて表す画像を生成する場合においても適用が可能である。臨床的には上記の異常部として、出血して凝固している部位や、多発性硬化症の発症部位、あるいは基底核の加齢性変化が生じている部位などが考えられる。

(11) 前記各実施形態においては、ＷＢ画像およびＢＢ画像のそれぞれへの処理はＭＲＩ装置１００にて撮像動作の一環として行うこととしている。このために、２つの画像のいずれがＷＢ画像であり、またいずれがＢＢ画像であるかをホスト計算機１６において容易に管理できる。しかしながら、ＷＢ画像およびＢＢ画像の少なくともいずれか一方に関する処理を後処理として行う場合には、記憶ユニット１２に記憶された画像データが表す画像がＷＢ画像およびＢＢ画像のいずれであるかを判別することが必要となる。このような判別は、撮像の際に適用したシーケンス種とパラメータ（例えば、ＴＲ、ＴＥ、ｂ値）とに基づいて行うことができる。あるいは、撮像時にＷＢ画像およびＢＢ画像のいずれであるかを表す情報を付帯情報に付加しておき、後処理の際にはこの情報に基づいてＷＢ画像およびＢＢ画像のいずれであるかを判別することとしても良い。

(12) ＷＢ画像への処理、ＢＢ画像への処理、あるいはハイブリッドＭＲＡ画像の生成のための処理のうちの少なくとも一部は、ＭＲＩ装置とは別の医用画像処理装置により実行することもできる。つまり本願の各発明は、医用画像処理装置においても実現できる。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

１…磁石、２…静磁場電源、３…シムコイル、４…シムコイル電源、５…天板、６…傾斜磁場コイルユニット、７…傾斜磁場電源、８…ＲＦコイルユニット、９Ｒ…受信器、９Ｔ…送信器、１０…シーケンサ、１１…演算ユニット、１２…記憶ユニット、１３…表示器、１４…入力器、１５…音声発生器、１６…ホスト計算機、１００…磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）、２００…被検体。

Claims (6)

1. 被検体の少なくとも一部を含む撮像領域内の多数の画素位置のそれぞれに関して、流体が流動する流動部と組織が静止した静止部とで、あるいは正常部とは磁化率が異なる異常部と前記正常部とで互いに位相が異なるように励起された磁化ベクトルを検出する検出手段と、
   前記多数の画素位置のそれぞれに関して検出された前記磁化ベクトルの振幅の絶対値に比例した値として各画素位置の画素値を決定する決定手段と、
   前記多数の画素位置のそれぞれに関して検出された前記磁化ベクトルの実部に基づいて、前記流動部または前記異常部と前記静止部または前記正常部とで前記画素値の差を増大させるように前記決定手段により決定された画素値を補正する補正手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記検出手段は、０次のＧＭＮ（gradient moment nulling）としてエコー時間を短縮したシーケンスを使用することを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記補正手段は、
   前記磁化ベクトルから求まる複素信号から背景位相の実部を求め、
   前記背景位相の実部に基づいてコサインフィルタを生成し、
   前記コサインフィルタを前記振幅画像に適用して前記背景位相の実部を補正した画像を得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。
4. 被検体の少なくとも一部を含む撮像領域内の多数の画素位置のそれぞれに関して、流体が流動する流動部が組織が静止した静止部よりも、あるいは正常部とは磁化率が異なる異常部を前記正常部よりも大振幅となるように、あるいは前記流動部または前記異常部と前記静止部または前記正常部とで位相が異なるように励起された第１の磁化ベクトルを検出する第１の検出手段と、
   前記多数の画素位置のそれぞれに関して検出された前記第１の磁化ベクトルの振幅の絶対値に比例した値を各画素位置の第１の画素値として含む第１のデータを生成する第１の生成手段と、
   前記多数の画素位置のそれぞれに関して、前記流動部または前記異常部を前記静止部または前記正常部よりも小振幅となるように、あるいは前記流動部または前記異常部と前記静止部または前記正常部とで位相が異なるように励起された第２の磁化ベクトルを検出する第２の検出手段と、
   前記多数の画素位置のそれぞれに関して検出された前記第２の磁化ベクトルの振幅の絶対値に比例した値を各画素位置に関する第２の画素値として含む第２のデータを生成する第２の生成手段と、
   前記第１および第２のデータの少なくとも一方を、前記第１のデータについては前記多数の画素位置のそれぞれに関して検出された前記第１の磁化ベクトルの実部に基づいて、前記第２のデータについては前記多数の画素位置のそれぞれに関して検出された前記第２の磁化ベクトルの実部に基づいて、前記流動部または前記異常部と前記静止部または前記正常部とで前記画素値の差を増大させるように補正する補正手段と、
   前記補正手段が前記第１のデータのみを補正した場合には前記補正手段により補正された第１のデータと前記第２の生成手段により生成された第２のデータとに基づいて、前記補正手段が前記第２のデータのみを補正した場合には前記第１の生成手段により生成された第１のデータと前記補正手段により補正された第２のデータとに基づいて、前記補正手段が前記第１および第２のデータの双方を補正した場合には前記補正手段により補正された第１および第２のデータに基づいて、当該２つのデータよりも前記流動部または前記異常部の前記静止部または前記正常部に対するコントラストが高い第３のデータを生成する手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記第１の検出手段および前記第２の検出手段の少なくとも一方は、０次のＧＭＮ（gradient moment nulling）としてエコー時間を短縮したシーケンスを使用することを特徴とする請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記補正手段は、
   前記第１のデータについては、
   前記第１の磁化ベクトルにおける振幅成分に基づいて前記被検体についての第１の振幅画像を生成し、
   前記第１の磁化ベクトルから求まる複素信号から前記第１の磁化ベクトルの背景位相の実部を求め、
   前記第１の磁化ベクトルの背景位相の実部に基づいて第１のコサインフィルタを生成し、
   前記第１のコサインフィルタを前記第１の振幅画像に適用して前記背景位相の実部を補正した画像を得ることとし、
   前記第２のデータについては、
   前記第２の磁化ベクトルにおける振幅成分に基づいて前記被検体についての第２の振幅画像を生成し、
   前記第２の磁化ベクトルから求まる複素信号から前記第２の磁化ベクトルの背景位相の実部を求め、
   前記第２の磁化ベクトルの背景位相の実部に基づいて第２のコサインフィルタを生成し、
   前記第２のコサインフィルタを前記第２の振幅画像に適用して前記背景位相の実部を補正した画像を得ることを特徴とする請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。

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