JP2010253256A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 比較的低速に流動する流体を、より高速に流動する流体より強調する。
【解決手段】 シーケンサ１０とこれにより制御される各部等を含んだ収集手段は、造影剤投与前の撮像領域内で生じる磁気共鳴信号を、第１の流速範囲内で流れる流体に関する磁気共鳴信号をより低い第２の流速範囲で流れる流体に関する磁気共鳴信号よりも大きく信号低下させるようにディフェーズさせるように収集するとともに、造影剤投与後の撮像領域内で生じる磁気共鳴信号を、造影剤濃度に応じた大きさとするように収集する。演算ユニット１１は、上記のそれぞれ収集された磁気共鳴信号に基づいて、流体の撮像領域における空間的分布を磁気共鳴信号の大きさを反映して表したベース画像およびダイナミック画像をそれぞれ再構成し、これらの画像に基づいて造影剤投与前に対する投与後の流体の変化の度合いを表した診断用画像を生成する。
【選択図】 図１

Description

本発明は、被検体から放射される磁気共鳴信号に基づいて医用診断のための情報を得る技術に関する。

ＤＳＣ−ＭＲＩ（dynamic susceptibility contrast - magnetic resonance imaging）やＤＣＥ−ＭＲＩ（dynamic contrast-enhanced MRI）などの血管内造影剤を用いる灌流撮像（perfusion imaging）では、血管が診断上の障害となるため、解析マップ上では除外されていることが望ましい。すでに血管が描出されている画像に対して閾値処理など画像処理により血管を除外することが可能であるが、余計な処理が必要なばかりか、閾値の最適な設定も困難である。また、この種の画像では通常、信号雑音比（ＳＮＲ）と時間分解能とを重視するために低い空間分解能で撮像することが多い。このため、パーシャルボリューム（partial volume）効果によって、血管付近の実質部も除外されてしまう。またデコンボリューション（deconvolution）法などのＡＩＦ（arterial input function）を用いる方法では、血管部分を解析に使用するので除外できない。スピンエコー（ＳＥ）系ではグラジエントエコー（ＧＲＥ）系に比べて血管信号抑制効果が大きいとされるが、不十分である。

ＧＲＥ系のＥＰＩ（echo planar imaging）法を用いるｆＭＲＩ（functional MRI）では、組織（毛細血管を含む組織）の活動の変化が観察されるが、比較的太い血管内のインフロー（in-flow）効果やＢＯＬＤ（blood oxygenation level dependent）効果は、特に血管に隣接する組織の活動の変化を観察する上では障害となる。通常のＥＰＩ法を用いないスピンワープ（spin-warp）タイプのＧＲＥでは、特にインフロー効果が本来のＢＯＬＤに対してアーチファクトとなる。画像処理では同上の問題点がある。なお、最近報告されているＤＷ（diffusion-weighted）−ｆＭＲＩ（非特許文献１を参照）は、1000以上の大きなｂ値を用いており、組織内間質液や細胞内液などのＤ係数の違いから組織細胞内のＤ係数の変動を分離してみるのが主目的である。

Le Bihan et al. PNAS 102, 8263-8268, 2006

以上のように従来は、毛細血管を流れる血液や造影剤のような比較的低速で流動する流体を描出しようとすると、動脈や静脈を流れる血液や造影剤のような比較的高速で流動する流体も描出されてしまうという不具合があった。

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、比較的低速で流動する流体を、それよりも高速で流動する流体よりも強調して描出することを可能とすることにある。

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、造影剤を投与する前の撮像領域内で生じる磁気共鳴信号を、第１の流速範囲内で流れる流体に関する第１の磁気共鳴信号成分を前記第１の流速範囲よりも低い第２の流速範囲で流れる前記流体に関する第２の磁気共鳴信号成分よりも大きく信号低下させるように高周波励起後の磁化をディフェーズさせる第１のシーケンスにより収集するとともに、前記造影剤を投与した後の前記撮像領域内で生じる磁気共鳴信号を、前記造影剤の濃度に応じた大きさ第２のシーケンスにより収集する収集手段と、前記第１および第２のシーケンスによりそれぞれ収集された前記磁気共鳴信号に基づいて、前記流体の前記撮像領域における空間的分布を前記磁気共鳴信号の大きさを反映して表した第１の画像および第２の画像をそれぞれ再構成する再構成手段と、前記造影剤の投与前に投与後の前記流体の変化の度合いを表した第３の画像を前記第１の画像および前記第２の画像に基づいて生成する生成手段とを備える。

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、撮像領域内で生じる磁気共鳴信号を、高周波励起後の磁化を第１の流速範囲内で流れる流体を前記第１の流速範囲よりも低い第２の流速範囲で流れる前記流体よりも大きく信号低下させるようにディフェーズさせるディフェーズシーケンスにより収集する収集手段と、前記収集手段により収集された前記磁気共鳴信号に基づいて前記流体の前記撮像領域における空間的分布を前記磁気共鳴信号の大きさを反映して表した画像を再構成する再構成手段とを備える。

本発明の第３の態様による磁気共鳴イメージング装置は、陰性造影剤を投与前の被検体に対して、傾斜磁場ディフェーズパルスを含むことにより血管信号を低減させて血管を黒く描出するブラックブラッド法のパルスシーケンスにて撮像を行い、前記陰性造影剤を投与後の被検体に対して所定の撮像方法にてダイナミック撮像する収集手段と、前記造影剤投与前の被検体を撮像して得られた磁気共鳴信号に基づいてベース画像を再構成すると共に、前記造影剤投与後の被検体をダイナミック撮像して得られた磁気共鳴信号に基づいて多時相の造影画像を再構成する再構成手段と、前記ベース画像及び前記造影画像に基づいて診断用画像を生成する生成手段とを備える。

本発明の第４の態様による磁気共鳴イメージング装置は、撮像領域内で生じる磁気共鳴信号を、第１の流速範囲内で流れる流体に関する第１の磁気共鳴信号成分の信号レベルに対して前記第１の流速範囲よりも低い第２の流速範囲で流れる前記流体に関する第２の磁気共鳴信号成分の信号レベルを規定方向に異ならせる第１の条件と、前記第１の磁気共鳴信号成分の信号レベルに対して前記第２の磁気共鳴信号成分の信号レベルを前記規定方向に異ならせるとともに、前記第１および第２の磁気共鳴信号成分の信号レベルがいずれも前記第１の条件に対して前記規定方向に異なり、かつその変化量が前記第１の磁気共鳴信号成分に対して前記第２の磁気共鳴信号成分のほうが大きくなる第２の条件とでそれぞれ収集する収集手段と、前記第１および第２の条件でそれぞれ収集された前記磁気共鳴信号に基づいて、前記流体の前記撮像領域における空間的分布を前記磁気共鳴信号の大きさを反映して表した第１の画像および第２の画像をそれぞれ再構成する再構成手段と、前記第１の条件と前記第２の条件とでの信号レベルの変化の度合いを表した第３の画像を前記第１の画像および前記第２の画像に基づいて生成する生成手段とを備える。

本発明によれば、比較的低速で流動する流体を、それよりも高速で流動する流体よりも強調して描出す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。 横磁化をディフェーズさせるためのパルスシーケンスの一例を示す図。 縦磁化をディフェーズさせるためのパルスシーケンスの一例を示す図。 陰性造影剤を用いた場合の原信号強度−時間曲線を示す図。 図４に示す原信号強度−時間曲線から求まる濃度−時間曲線を示す図。 ＣＢＦマップの一例を示す図。 一般的なＤＳＣ−ＭＲＡの場合の原信号強度−時間曲線を示す図。 図７に示す原信号強度−時間曲線から求まる濃度−時間曲線を示す図。 一般的なＤＳＣ−ＭＲＡの場合のＣＢＦマップの一例を示す図。 一般的なダイナミック撮像における診断用画像の信号値の算出の様子を示す図。 本願の一実施形態のダイナミック撮像における診断用画像の信号値の算出の様子の第１例を示す図。 本願の一実施形態のダイナミック撮像における診断用画像の信号値の算出の様子の第２例を示す図。 本願の一実施形態のダイナミック撮像における診断用画像の信号値の算出の様子の第３例を示す図。 異なるｂ強度の組み合わせによりベース画像をそれぞれ得る場合の原信号強度−時間曲線を示す図。 図１４に示す原信号強度−時間曲線から求まる濃度−時間曲線を示す図。 背景位相補正の様子を示す図。 コサインフィルタの特性を示す図。 コサインフィルタ処理を行う場合の撮像手順の一例を示すフローチャート。 コサインフィルタ処理を行う場合の撮像手順の一例を示すフローチャート。 背景位相補正およびコサインフィルタ処理後で造影前後の血管信号の一例を示す図。 背景位相補正およびコサインフィルタ処理後で造影前後の血管信号の一例を示す図。 コサインフィルタ処理の効果を血管と背景との空間的なプロファイルで示す図。

以下、図面を参照して本発明の一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、寝台部、静磁場発生部、傾斜磁場発生部、送受信部および制御・演算部を備えている。寝台部は、載置された被検体２００を移動させる。静磁場発生部は、静磁場を発生する。傾斜磁場発生部は、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場を発生する。送受信部は、高周波信号を送受信する。制御・演算部は、システム全体のコントロールおよび画像再構成を担う。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の心拍動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、静磁場電源２、シムコイル３およびシムコイル電源４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。なお、磁石１として超電導磁石を採用する場合には、静磁場電源２は省略可能である。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。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からの電流供給を受けて、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，６ｙ，６ｚに、傾斜磁場を発生させるためのパルス電流をそれぞれ供給する。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Ｇｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅ、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒ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Ｇｓ、Ｇｅ、Ｇｒ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高周波（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（ラジオ周波信号）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。シーケンサ１０のＣＰＵは、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）に配置する。演算ユニット１１は、このｋ空間に配置されたデータを対象として２次元または３次元のフーリエ変換を行うことによって実空間の画像データを再構成する。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。

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、ＤＳＣ−ＭＲＩにより、動脈や静脈などの血液の流速が比較的高い血管（以下、単に血管と称する）は除外しながら、毛細血管を含んだ組織（以下、単に組織と称する）を描出する場合の動作について説明することとする。

（基本動作）
ＭＲＩ装置１００は、ＲＦ励起後の横磁化または縦磁化をＭＰＧ（motion probing gradient）により動きの大きな部分ほど大きく信号低下させるような適切なｂ値（b-factor）でディフェーズ（dephase）させるパルスシーケンスにより撮影を行う。

図２は横磁化をディフェーズさせるためのパルスシーケンスの一例を示す図である。図３は縦磁化をディフェーズさせるためのパルスシーケンスの一例を示す図である。

図２に示すパルスシーケンスにおいては、ＲＦパルスの印加後、磁気共鳴信号を収集するための収集部を開始するのに先立ってＭＰＧを印加する。この場合、収集部におけるパルスシーケンスとしては、ＧＲＥやＥＰＩなどが好適である。

図３に示すパルスシーケンスにおいては、収集部を開始するのに先立ってＭＰＧプリパルスを印加する。ＭＰＧプリパルスは例えば、９０°パルス−ＭＰＧ−１８０°パルス−ＭＰＧ−９０°パルスのような形となる。そしてこの場合の収集部におけるパルスシーケンスとしては、ＦＦＥ（fast field echo）、ＳＳＦＰ（steady state free precession）、あるいはＦＳＥ（fast spin echo）などが利用される。ちなみにこの図３に示すパルスシーケンスは、プリパレーション（prepalation）方式と呼ぶ。

本実施形態の特徴となる点は、陰性造影剤を投与した被検体に対して、傾斜磁場ディフェーズパルスを含むパルスシーケンスを使用したブラックブラッド法にてダイナミック撮像することにある。ブラックブラッド法は、血管信号を低減させて血管を黒く描出する撮像法である。傾斜磁場ディフェーズパルスとしては一般的に用いられるものでも良いが、本実施形態では傾斜磁場ディフェーズパルスとして図２や図３に示したＭＰＧパルスを用いる。

ＭＰＧパルスによるディフェーズ量は、血管以外の実質部およびその造影成分には影響ない程度のｂ値とする。ｂ値は、血流（造影剤）などの流体の速度やその空間分布（ボクセル内での方向や方向変化の程度）に関係する。具体的にｂ値は、例えば２〜１０［sec／mm²］の範囲内であり、より好ましくは、２〜４［sec／mm²］の範囲内である。

また本実施形態では、傾斜磁場ディフェーズパルスを含むブラックブラッド法を、造影剤投与前後の両画像を得るための撮像シーケンスに適用する。しかしながら、造影剤投与前のベース画像を取得するための撮像シーケンスに傾斜磁場ディフェーズパルスを含むブラックブラッド法を適用し、造影剤投与後の画像を取得するための撮像シーケンスに傾斜磁場ディフェーズパルスを含まない（傾斜磁場リフェーズパルス、或いは傾斜磁場リフェーズパルス、ディフェーズパルスのいずれも印加しない）ものを適用した撮像シーケンスを採用しても良い。

ところで、毛細血管を含んだ組織を描出する場合、造影剤が使用されることが一般的である。ｂ値を上記のような値としながら上記のパルスシーケンスにより造影撮像を行う場合の原信号強度−時間曲線（time-signal curve：ＴＳＣ）は、図４に示すようなものとなる。なお、tissue ＴＳＣは組織に関するＴＳＣであり、artery ＴＳＣは動脈に関するＴＳＣである。ただし図４は、陰性造影剤を用いた場合の原信号強度−時間曲線を示す図である。

tissue ＴＳＣに関する造影剤濃度C(t)およびartery ＴＳＣに関する造影剤濃度Ca(t)は、それぞれ次の式により求まる。ただし、S(t)はtissue ＴＳＣの原信号強度である。Sa(t)はartery ＴＳＣの原信号強度である。S0、S(t)は造影剤投与の前後の像である。TEはエコー時間である。

C(t)＝ln［S0／S(t)］／TE
Ca(t)＝ln［S0／Sa(t)］／TE
このため、図４に示す原信号強度−時間曲線からは、図５に示すような濃度−時間曲線が求まる。

この図５から分かるように、artery ＴＳＣの濃度のピークがtissue ＴＳＣの濃度のピーク以下になる。この結果、ＣＢＦ（cerebral blood flow）マップの動脈領域は抑制される。図６は本実施形態により得られるＣＢＦマップの一例を示す図である。

これに対して一般的なＤＳＣ−ＭＲＡの場合、原信号強度−時間曲線、濃度−時間曲線およびＣＢＦマップは、それぞれ図７乃至図９に示すようになる。すなわち、artery ＴＳＣの濃度のピークがtissue ＴＳＣの濃度のピークよりも大きくなり、ＣＢＦマップの動脈領域が組織領域よりも強調されてしまう。

このようにダイナミック撮像を併用しない撮像においても、本実施形態によれば動脈よりも組織を強調した画像の描出が可能となる。

（ダイナミック撮像）
ダイナミック撮像においては、造影前に収集される磁気共鳴信号から再構成される画像（以下、ベース画像と称する）と、造影開始後に収集される磁気共鳴信号から再構成される画像（以下、ダイナミック画像と称する）との比をとって医用診断用画像を生成する。すなわち、あるピクセル（pixel）に関するベース画像およびダイナミック画像の信号値をそれぞれS0およびS(t)としたときに、S0／S(t)として求まる値を医用診断用画像の信号値とする。

ただしダイナミック撮像は、一般的にベース画像およびダイナミック画像をそれぞれ撮像するための撮像条件が異なっていれば良い。すなわち、ベース画像およびダイナミック画像をそれぞれ造影前後の画像とすることは、ダイナミック撮像の一例である。ダイナミック撮像における撮像条件は、例えば適用する撮像シーケンス、ディフェーズ量、あるいは被検体への負荷などの種々のファクタによって変更させることが知られている。

一般に造影剤を用いたＭＲ信号強度（振幅）は、次の式(1)により表される。

S=K・A(T1,ΔR1^*,TR)・A(T2,TE)・A(ΔR2^*,TE)・A(D_flow,ADC,b) …(1)
ただし、式(1)に含まれる各パラメータは、それぞれ以下のように定義される。

K：ゲインなどハード的に決まる係数であり、1スタディ内では同一とみなせる。

T1緩和項：A(T1,TR)＝1−exp[−TR(1／T1＋ΔR1^*)]
ΔR1^*：造影剤によるT1緩和速度
T2緩和項：A(T2,TE)＝exp[−TE／T2]
造影剤によるT2緩和項：A(ΔR2^*,TE)＝exp[−ΔR2^*TE]
ΔR2^*：造影剤によるT2緩和速度
Flowと拡散による項：A(D_flow,ADC,b)＝exp[−b^*(D_flow＋ADC)]
Dflow：flowによる位相分散等価成分
ADC：拡散係数
(a) 陰性造影効果を用いる場合
ＤＳＣ−ＭＲＩでは、造影剤投与によりT1は一定で、ΔR2^*が時間的に変化するとみなせる。

理想的には造影後の信号強度Sの造影前の信号強度S0に対する比をとると、次の式(2)により表される。

S／S0＝A(ΔR2^*,TE)＝exp[−ΔR2^*TE] …(2)
この式(2)から分かるように、b値を含む項を含め他の項はキャンセルされることになる。

しかしながら、これはＳＮＲを無視した場合であって、ノイズの存在下では様子が異なってくる。

ベース画像でＳＮＲが十分低下してノイズレベル程度になっていると、造影剤が入ってきてもさらなる信号低下はほとんど生じない。通常、解析は絶対値画像で行うことが多いのでノイズの平均値は正のある値以下にならない。

式(1）においてb＞0にしてA（Dflow，ADC，b）を0近くに小さくすることによって血管信号をノイズレベル程度まで低減させておけば、式(2)で求めるＡＩＦは頭がつぶれたような特性となる。もし血管部分の信号強度Sが造影前後で完全にノイズレベルならば、式(2)の解は１となる。すなわち造影された部分も造影されない部分と同じことになる。この場合ノイズレベルまでの信号低減が不完全でも、結果としてＡＩＦの大きさが組織におけるＴＩＣ（time-intensity curve）の大きさ程度にまで低減されていれば、解析時に血管の影響は受けにくくなる。また絶対値画像上で空間的・時間的なスムージングを施しておけば、ノイズでカーブが時間方向にばらつくことも少なくなる。

すなわち、b＝0である一般的なダイナミック撮像では図１０に示すように、ベース画像においては血管と組織とでS0が同程度となるのに対して、ダイナミック画像においては血管は組織に比べてSが大幅に低くなる。このため、診断用画像におけるSは、血管が組織に比べて大幅に小さくなり、造影剤濃度変換画像では血管が強調されることになる。

しかしながら本実施形態においては図１１に示すように、ベース画像におけるS0は血管が組織に比べてノイズレベルに近くなるため、造影剤流入に伴うSの低下率は血管が組織に比べて小さくなる。このため、診断用画像におけるSは、血管が組織に比べて小さくなり、血管の影響が低減される。

さらに、図１２に示すように血管のS0をノイズレベルと同程度まで小さくできる適切な値にｂ値が設定されていれば、診断用画像における血管のS0をノイズレベル程度とすることができる。この結果、診断画像では、組織の周囲の毛細血管を含まない周囲組織と同様に血管を描出することが可能となり、血管の影響がさらに低減される。

b＞0では正確なＡＩＦは取得できないが、血管の影響の少ないパフュージョン（perfusion）解析結果が得られることになる。またある周囲組織程度のレベルに低下させておけば、スムージング（smoothing）を施してもb＝0のperfusion解析結果と比べ血管周囲の組織への影響は小さい。組織の血液量CBVは3%前後と少ないため100%血液が占める血管信号は組織の100/3=33倍程度と大きい。よって特にDCE-MRIやDSC-MRIのように血管造影剤を用いるパフュージョン測定法では血管信号の影響が生じやすく、血管信号を低減させる効果は精度向上において重要となる。また撮像条件も、マトリクスサイズを小さくしてスライス厚を大きくしてパーシャルボリューム（partial volume）効果が大きな場合ほど重要となる。

(b) 陽性造影効果を用いる場合
造影後のSの造影前のS0に対する比は、次の式(3)により表される。

S／S0＝A（ΔR2^*,TE）＝1−exp［−TR(1／T1＋ΔR1^*）］ …（3）
すなわち、血管部分の低減についてはノイズとの関係において陰性造影剤を用いる場合と同様の議論がなりたつ。

ただし、ΔR1^*を算出するにはT1を測定または仮定する必要があるが、これは造影剤投入前にTRを2段階以上で撮像した画像より算出可能である。

造影前後での信号強度の差には、次の式(4)に示すようにbの項A（Dflow，ADC，b）の寄与は全体の信号への一定の重みとしてかかってくる。このため、b＞0であるならば、血管部分はある一定のかつ組織部分より小さなスケーリングをかけた値が乗算され、血管信号は低減することになる。

S−S0＝K・A（T2，TE）・A（ΔR2^*，TE）・A（Dflow，ADC，b）・［｛1−exp［−TR／T1］｝−｛1−exp［−TR（1／T1＋ΔR1^*）］｝］ …（4）
フローディフェーズのためのＭＰＧによるｂ値は、完全にＢＢ化しようとすると大きくなるので、ＡＩＦが組織ＴＩＣと同程度の大きさになれば十分である。

ＤＳＣ−ＭＲＩやＤＣＥ−ＭＲＩでは組織のT2^*やT2値とほぼ等しいTE（脳ならTE＝50〜80ms）が好適とされているので、血管信号を低下させうるb＜10［sec／mm²］程度の小さなＭＰＧをTEの間に入れる時間的余裕はある。

(c) ｆＭＲＩへの応用
脳機能検査法としてＢＯＬＤを利用したｆＭＲＩは多く使用されており、神経刺激による血流増加にともなうオキシヘモグロビン（oxy-hemoglobin）に対するデオキシヘモグロビン（deoxy-hemoglobin）の相対的な減少により信号強度が安静時よりも向上する効果を用いている。一方、血流速増加にともないスラブ内に縦磁化が飽和した血液が安静時よりも多く流入することによっても高信号となる。しかしインフロー効果はスラブ内で均一ではなく流速依存であるなど、必ずしも血流増加に相関しているわけではないのでアーチファクトとなり、本来はＢＯＬＤ効果のみ、それも毛細血管レベルの変化を観察したいとされる。

本実施形態では、比較的太い血管信号をノイズレベルに低減させる程度のｂ値（b＝2〜10程度）を与えたＧＲＥ系シーケンスを用いる。

そうすると、３次元（３Ｄ）収集の可能な３Ｄ−ＧＲＥでも適用可能であり、時間分解能も刺激の周期は1分程度なので一回あたり30sec前後の収集時間でも十分である。b＜10程度では毛細血管内のフローは残存させるので高ＳＮＲである必要はない。かくして、このような本実施形態のシーケンスにより収集される磁気共鳴信号に基づいてｆＭＲＩを実施すれば、ＢＯＬＤ効果のみを、毛細血管レベルの変化として観察することが可能となる。ちなみに非特許文献１に開示された技術は、血流ではなく細胞変化をみるＤＷ−ｆＭＲＩであるのでｂ値が大きく、毛細血管内もほぼ信号ゼロになってしまう。

なお、本実施形態のシーケンスをｆＭＲＩに適用する場合には、ＧＲＥ−ＥＰＩ、spin warp ＧＲＥ、ＧＲＡＳＥ（gradient- and spin-echo）、あるいはＡＳＥ（asymmetric spin echo）などのシーケンスも適用可能である。

(d) 時相毎に異なるディフェーズ強度の組み合わせ
以上の場合に共通するが、ダイナミック（dynamic）の全時間相にわたって、同一のＭＰＧ（ｂ）強度のシーケンスを用いても良いが、ＡＩＦも用いたい場合は時相のブロック毎に異なる強度のＭＰＧ（ｂ）を加えたシーケンスを用いても良い。例えば、初期の時相でベース画像をb＝2〜10にして、以降の時相ではb＝0にしてそれぞれ撮像する。つまり、ベース画像を撮像する際のｂ値を、ダイナミック画像を撮像する際のｂ値よりも大きくする。そして、ベース画像より閾値などを用いて血管を除外するためのマスクを作成し、このマスクを以降の時相画像の領域選択に用いても良い。この場合にリフェーズ（rephase）とディフェーズとの差分を用いれば、血管位置の同定はさらに容易となる。従来法では血管位置は造影後でないと、かつ全時相の画像を調べないとわからないが、本実施形態ならば造影前、または賦活試験前に血管位置が同定できるので、血管アーチファクトのないリアルタイムのベース画像からの変化のダイナミック画像表示や即時の解析マッピング（mapping）画像表示が可能となる。またこれらの方法はＡＩＦを用いる解析法でも適用可能となる。さらに、ベース画像S0取得時、b＞0のみでなくｂ＝0を追加しておけば両方に対応できる。

(e) リフェーズの適用
時間相毎での拍動などの変動は血管信号の変動をもたらし、正しい計測に障害となる。この場合、前述のディフェーズ適用例も血管信号の安定化に寄与するのであるが、逆にリフェーズを用いれば、時相毎にフロー変動の影響の少ない安定したＡＩＦが測定可能となる。ディフェーズの場合の上記の(a)〜(d)の特長に対し、血管アーチファクトの除外は困難となるが、ＡＩＦの安定的な取得が異なる特長となる。

(f) 画像処理による安定的な血管除去法
上記の(a)の説明では、血管の信号値がノイズレベル程度となるようにｂ値を適切に設定することにより、血管を周囲組織と同様に描出可能であることを述べた。しかしながら、そのような適切なｂ値を設定することは容易ではない。

そこで、ベース画像およびダイナミック画像をそれぞれに対して図１３に示すように閾値処理を施すことにより、血管のS0およびS(t)を閾値Sthに強制的に揃える。すなわち、原画像の血管部分に相当するピクセルをベース画像、時間方向画像のすべてについて一定値で与える。具体的には、ある閾値Sthを定めておき、ベース画像およびダイナミック画像のすべてに対して以下の式(5)および(6)の処理を行う。

S0＜Sth then S0＝Sth …(5)
S＜Sth then S＝Sth …(6)
そして図１３に示すように、閾値処理後のベース画像とダイナミック画像との比を求めて診断用画像を生成する。

なお閾値Sthは、例えば血管部分に相当するピクセルの信号値に基づいて求めることができる。すなわち例えば、ベース画像およびダイナミック画像の信号値S0，S(t)での血管の信号値のうちの最大値を閾値Sthとする。ＤＳＣ−ＭＲＩならば時相方向にサーチしなくても、造影前のために時相方向では最大値であることが保証されているベース画像のみで血管を抽出しておき、そのマスク内での血管部分の最大値として閾値Sthを求めることができる。あるいは、ベース画像およびダイナミック画像の信号値S0，S(t)での血管の信号値として一般的に得られる信号値よりも大きく定めた固定値を閾値Sthとして用いても良い。

このようにすればノイズレベルまで血管の信号レベルが低減しなくても、血管部分ではS／S0＝1、すなわち造影剤濃度を表すC＝ln（S0／S）／TEでは同一画像値となり、完全な血管抑制が可能となる。なお、閾値Sthは空気をのぞくために用いるマスク作成の閾値と兼用可能である。空気の信号強度は血管よりも小さいため必然的に上記処理にて空気部は除外される。

また、S0th，Sthの以下のピクセルは原信号強度マップの加工（S0＝Sth，S＝Sthに置き換える処理)を行わずに、直接濃度マップCの該当部分をゼロにしてもよい。

(g) 異なるｂ強度（ディフェーズ（b＞0）およびb＝0／リフェーズ）の組み合わせ
造影前のみb＝1〜10［sec／mm²］程度のディフェーズシーケンスにより磁気共鳴信号を収集（最低1ポイント）し、造影後はb＝0またはリフェーズシーケンスにより磁気共鳴信号を収集する。そして、このように収集された磁気共鳴信号のそれぞれに基づいて、２つのベース画像S0d，S0をそれぞれ再構成する。なお、b＝1〜10［sec／mm²］程度のディフェーズシーケンスにより磁気共鳴信号を複数点について収集する場合には、それらの平均とする。さらに、non−ＡＩＦ法の場合とＡＩＦ法の場合とで、それぞれ以下のように処理する。

（non−ＡＩＦ法の場合）
全ピクセルについて、それぞれ次の関係が成り立つか否かを判定する。

S0d／S(t)＜＝1
そして、この関係が成り立つピクセルについてはC(t)＝0とし、成り立たないピクセルについてはC(t)＝ln［S0／S(t)］／TEとする。

これにより、血管はディフェーズ効果によりS0d＝S0＜1となるので、濃度C(t)は0になるが、組織はS0dとS0とが異なるので0ではないC(t)が算出される。

（ＡＩＦ法の場合）
ＡＩＦを求めたい場合はディフェーズのベース画像でなく、通常（スタンダード、リフェーズ）のベース画像を用いて無条件に通常の下式で全ピクセルについて濃度を求めればよい。

C(t)＝ln［S0／S(t)］／TE
AIF，Ca(t)は、non−ＡＩＦの場合およびＡＩＦの場合とも共通だが、全ピクセルのC(t)からピーク値や面積、ピーク到達時間などを用いて抽出することになる。

図１４および図１５は、このケースでの原信号強度−時間曲線および濃度−時間曲線をそれぞれ示す図である。

かくして本実施形態によれば、血液が比較的低速に流れる毛細血管を含んだ組織を、それよりも血液が高速に流れる動脈などの太い血管よりも強調して描出した画像を得ることが可能になり、毛細血管などを観察するのに有用な画像を得ることが可能となる。

また、フローディフェーズとの組み合せで血管造影剤を用いたパフュージョン測定や診断では障害となる血管信号を低減させることが可能で、non−ＡＩＦ法（例えば、C(t)の最大傾斜の基準組織との比をＣＢＦ指標、C(t)のカーブ下面積の基準組織との比をＣＢＶ指標とする方法）と組み合わせることによりＡＩＦを用いずともＣＢＦ，ＣＢＶ（cerebral blood volume），ＭＴＴ（mean transit time）の半定量化が可能になる。

また、フローリフェーズとの組み合わせにより、生成されるＡＩＦの安定性が改善が、ＤＣＥ−ＭＲＩではベースライン〔低濃度〕部分でのＳＮＲ改善、ＤＳＣ−ＭＲＩではサチュレーション効果による高濃度部分での精度や安定性の改善が各々可能となる。

また、造影剤を注入以前の早期に血管部分を同定可能であるので、血管部分を同定してのパフュージョン解析処理も高速化可能である。

さらに、血管アーチファクトの抑制されたＢＯＬＤ信号に支配的なfMRIが可能である。

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) 血液以外のリンパ液、脳脊髄液などの流体を描出する目的でも本発明を適用が可能である。

(2) コサインフィルタ（COS-filter）処理を適用することも可能である。

図１６に示すように背景位相補正後の血管信号Svの実部（real-part）Re[Sv]は振幅|Sv|に比べ常に負側に小さくなる。従って、実部における血管と背景とのコントラスト（vessel-to-background contrast）C_vb(real)は、振幅における血管と背景とのコントラストC_vb(mag)に比べ、常に大きくなる。ただし、C_vb(mag)＝|S_v|-|S_b|である。

図１７はコサインフィルタの特性を示す図である。

ブラックブラッドのためのコサインフィルタは、ＢＢ画像における血管を負方向に強調するための位相に対するフィルタであり、位相に対するcosine functionをベースとしている。

コサインフィルタH_Bは、次の式により表される。

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る。強調ファクターnは、0以上の値であり、大きいほど強調が強まる。

コサインフィルタ処理は、実部情報を用いた信号強調処理である。すなわち、コサインフィルタ処理は、実部情報に基づいて上記の特性で信号値を変化させることにより、背景信号に対して血管信号を強調する処理である。ＢＢ画像におけるコサインフィルタ処理は、背景信号に対して血管信号の信号値を負方向に大きくするように働く。

位相補正後にn=1のコサインフィルタ処理をすることは、実部をとることと等価である。n＞1のコサインフィルタ処理をすることは、位相を180°方向に強調して実部をとることと等価である。なお、コサインフィルタに先立って行うホモダインフィルタ（homodyne filter）を用いた背景位相補正では、実際の位相を過小評価（underestimate）する場合が多く、さらにC_vb(real)が負に最大となるのは補正後の血管位相Φ_vが180°である場合であるので、n＞1のコサインフィルタ処理を行えば等価的にΦ_vを180°に近づけることができる。

図１８および図１９はコサインフィルタ処理を行う場合の撮像手順の一例を示すフローチャートである。

図１８に示す撮像手順は、コサインフィルタによる血管マスキングを濃度変換前に行う例を示している。この場合、ベース画像の収集（ステップＳａ１）、ダイナミック画像の収集（ステップＳａ２）、背景位相の補正（ステップＳａ３）、コサインフィルタ処理（ステップＳａ４）、閾値処理（ステップＳａ５）、造影濃度変換（ステップＳａ６）の順となる。

図１９に示す撮像手順は、コサインフィルタによる血管マスキングを濃度変換後に行う例を示している。この場合、ベース画像の収集（ステップＳｂ１）、ダイナミック画像の収集（ステップＳｂ２）、造影濃度変換（ステップＳｂ３）、背景位相の補正（ステップＳｂ４）、コサインフィルタ処理（ステップＳｂ５）、閾値処理（ステップＳｂ６）の順となる。

次に、陰性造影剤を用いるDSC-MRIでのコサインフィルタ処理の効果について説明する。なお複素平面での説明でわかりやすいように実部信号と振幅との関係で説明する。

図２０および図２１は背景位相補正およびコサインフィルタ処理後で造影前後の血管信号の一例を示す図である。なお、造影前後の血管信号が互いに同極性である場合を図２０に示し、逆極性である場合を図２１に示している。

これら図２０，図２１に示すように、造影前後の複素信号をそれぞれS0，Sとすると、ＭＰＧがあるなしにかかわらず、同一条件なら造影剤の磁化率効果による位相シフトがさらに加わるために、コサインフィルタ処理前では、すなわち振幅では|S0|＞|S|であっても、Re[S0]＜|S0|、Re[S]＜|S|となる。

図２２はコサインフィルタ処理の効果を血管と背景との空間的なプロファイルで示す図である。

図２２においては、血管部分に関しては、振幅情報に基づく信号値を破線により示し、コサインフィルタ処理後の信号値を実線により示している。一点鎖線は、コサインフィルタ処理後のベース画像とコサインフィルタ処理がなされていない造影画像との信号比を示す。また図２２の左側は閾値処理を施していない状態のプロファイルであり、右側は閾値処理を施した後のプロファイルである。なお、閾値処理にはノイズレベル程度の閾値を用いている。

図２２からも分かるように、コサインフィルタ処理により、ベース画像における血管の信号値が小さくなる。そして、血管に関する信号の位相が９０度を超える場合には、コサインフィルタ処理後のベース画像における血管の信号値は負側になる。このように、コサインフィルタ処理を適用することによって、血管と組織との信号値の差を増大することができるので、閾値処理による血管と組織との区別が容易となる。そして閾値処理には、ノイズレベルまたはゼロを閾値として使用可能である。

濃度変換後のΔR2^*も、lnが同符号で＞0であるために信号値を計算可能な場合に限っても、ln[Re[S0]／|S|]＜ln[|S0|／|S|]となる。すなわちコサインフィルタ処理を造影前後のいずれにも適用しない場合よりはコサインフィルタ処理を造影前のみに適用した場合の方が信号値が小さくなり、血管抑制効果が大きくなる。なお、lnが＜0の場合は信号値を計算できないが、その場合は造影前後の位相差自体が大きいということから血管である確率が高いので、血管とみなして濃度を0などとしてよい。コサインフィルタ処理を用いた場合の閾値処理は、振幅と同様ＭＰＧが十分大きくてノイズレベル程度に低減できれば省略することも可能である。しかし、大きいＭＰＧを与えなくても低減可能なコサインフィルタ処理の利点を生かすためには、位相を180°近くに強調して負信号として、ノイズレベル程度の閾値処理を行うことが望ましい。

さらに、コサインフィルタの強度や造影剤濃度によっては、組織でも位相シフトは大なり小なりある。そこでコサインフィルタ処理の組織への影響を皆無にしたい場合は、閾値処理で血管として抽出された範囲以外は振幅画像をそのまま用いるのが好ましい。そのためには、振幅画像にかける画像マスクを1に、血管のみ0にすれば良いが、コサインフィルタHBのゲインは位相シフトが無視できる背景組織部はほぼ1にできるので、そのような血管抑制マスクも作成しやすい。コサインフィルタ自体は非線形性が大きく、位相が0付近の位相については多少の変動に対してゲインを1近くに維持できる。しかしさらに必要ならば、ＢＢ用コサインフィルタ自体を位相の閾値を用いて段階的に変えた形状にすれば良い。例えば、以下のように定める。

Hb＝1：|Φ|＜Φ_th1， =0.5(1−Mⁿ)：Φ_th1＜|Φ|＜Φ_th2， ＝0：Φ_th2＜|Φ|
ただし、Φ_th1は背景組織と血管とを分ける閾値であり、Φ_th2は血管の上限以上でかつ静止組織で磁化率が大きな部分を分ける閾値である。さらに位相方向段差はなめらかにつなぐようにしても良い。

コサインフィルタを組み合わせる場合、少なくともベース画像の収集においては、ＭＰＧを適用しても良いし、適用しなくても良い。ＭＰＧを適用しない場合は、通常のパルスシーケンスを使用できる利点がある。しかしその場合はベース画像では造影剤も入っていないので、血管での位相シフトはないためコサインフィルタ処理の効果は期待できない。よってその場合は、造影後の画像に対しコサインフィルタ処理を適用することによって、血管を抽出したマスク（背景組織が1で、血管が0）を作成し、それを用いて血管部分を抑制する。コサインフィルタ処理では、造影後であっても背景組織での位相シフトが十分小さければコサインフィルタを１に、すなわち振幅のままにできる。そのためには、動脈相に時間範囲を限った造影剤濃度の時間方向での最大値のマップであるピークハイト（peak height）のマップを用いれば、動脈部分のみで組織へ移行していない確率が高いので、組織への影響は小さくできる。

コサインフィルタ処理の適用段階、すなわち振幅画像にかける空間マスクの適用段階は、最終的に濃度画像で血管を抑制するのが目的なので、実施形態であげた負値やゼロでの除算などの例外処理に注意すれば原画像上でも良いし、濃度変換後の画像上でも良い(図１９に示す手順の場合)。この場合は造影剤の陰性／陽性を問わず、共通の方法で処理できる利点がある。

またコサインフィルタ処理は、陰性造影のみでなく、陽性造影剤の場合やf-MRIでも同様に適用可能である。

ただし、陰性の場合と異なるのは、コサインフィルタ処理を原画像に適用する場合には、ベース画像ではなく、少なくとも造影後のデータにコサインフィルタ処理を施す。これは、ＭＰＧの印加による血管抑制の場合とも同じである。

以上のコサインフィルタ処理の効果をまとめると、次のようになる。

・血管と背景とのコントラスト向上による抑制効果を向上できる。

・ＭＰＧによるディフェーズを省略できる。

・血管を除外する画像マスクをベース画像のみから作成し、この画像マスクを造影後にも原画像または濃度画像に適用することが望ましい。

以上においては、ＢＢ画像における血管と組織とにコントラストを生じさせるため、あるいはそのコントラストを強調するためにコサインフィルタ処理を適用している。しかしながら、ＷＢ画像における血管と組織とにコントラストを生じさせるため、あるいはそのコントラストを強調するためにコサインフィルタ処理を適用することもできる。この場合に適用するコサインフィルタ、図１７に示した特性とは逆に、位相が０に近いほどゲインが小さくなる特性を持つものとする。

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。

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、１７…ＥＣＧセンサ、１８…ＥＣＧユニット、１００…磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）。

Claims (14)

1. 造影剤を投与する前の撮像領域内で生じる磁気共鳴信号を、第１の流速範囲内で流れる流体に関する第１の磁気共鳴信号成分を前記第１の流速範囲よりも低い第２の流速範囲で流れる前記流体に関する第２の磁気共鳴信号成分よりも大きく信号低下させるように高周波励起後の磁化をディフェーズさせる第１のシーケンスにより収集するとともに、前記造影剤を投与した後の前記撮像領域内で生じる磁気共鳴信号を、前記造影剤の濃度に応じた大きさとする第２のシーケンスにより収集する収集手段と、
   前記第１および第２のシーケンスによりそれぞれ収集された前記磁気共鳴信号に基づいて、前記流体の前記撮像領域における空間的分布を前記磁気共鳴信号の大きさを反映して表した第１の画像および第２の画像をそれぞれ再構成する再構成手段と、
   前記造影剤の投与前に対する投与後の前記流体の変化の度合いを表した第３の画像を前記第１の画像および前記第２の画像に基づいて生成する生成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. 前記再構成手段は、前記撮像領域内で生じた磁気共鳴信号に応じた信号値の空間分布を表すものとして前記第１の画像および前記第２の画像を再構成し、
   前記生成手段は、前記第１の画像および前記第２の画像に含まれる信号値を、前記造影剤の投与前における前記第１の磁気共鳴信号成分の大きさに応じた信号値と前記第２の磁気共鳴信号成分の大きさに応じた信号値との中間的な値として設定された閾値で閾値処理し、この閾値処理がなされたのちの前記第１の画像および前記第２の画像に基づいて前記第３の画像を生成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。
3. 前記収集手段は、前記造影剤を投与する前の撮像領域内で生じる磁気共鳴信号を、前記第１のシーケンスにより収集する他に、前記第１の磁気共鳴信号成分の前記第２の磁気共鳴信号成分に対する信号低下量を前記第１のシーケンスよりも小さくする第３のシーケンスにより収集し、
   前記再構成手段は、前記第３のシーケンスにより収集された前記磁気共鳴信号に基づいて前記流体の前記撮像領域における空間的分布を前記磁気共鳴信号の大きさを反映して表した第４の画像を再構成し、
   前記生成手段は、前記第３の画像を前記第１の画像、前記第２の画像および前記第４の画像に基づいて生成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。
4. 撮像領域内で生じる磁気共鳴信号を、高周波励起後の磁化を第１の流速範囲内で流れる流体を前記第１の流速範囲よりも低い第２の流速範囲で流れる前記流体よりも大きく信号低下させるようにディフェーズさせるディフェーズシーケンスにより収集する収集手段と、
   前記収集手段により収集された前記磁気共鳴信号に基づいて前記流体の前記撮像領域における空間的分布を前記磁気共鳴信号の大きさを反映して表した画像を再構成する再構成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. 前記収集手段は、前記高周波励起後の磁化をＭＰＧ（motion probing gradient）パルスによってディフェーズさせることとし、ｂ値として前記第１の流速範囲内で流れる前記流体を前記第２の流速範囲で流れる前記流体よりも大きく信号低下させる値を用いることを特徴とする請求項１または請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記収集手段は、前記第１の流速範囲内の流速で流動する前記流体に関する磁気共鳴信号成分の信号強度が前記流体以外に関する磁気共鳴信号成分の信号強度と同程度まで低下させることを特徴とする請求項１または請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記再構成手段は、より大きな前記磁気共鳴信号を生じさせた前記流体をより強調して表すように前記第１の画像または前記第２の画像を再構成することを特徴とする請求項１または請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 陰性造影剤を投与前の被検体に対して、傾斜磁場ディフェーズパルスを含むことにより血管信号を低減させて血管を黒く描出するブラックブラッド法のパルスシーケンスにて撮像を行い、前記陰性造影剤を投与後の被検体に対して所定の撮像方法にてダイナミック撮像する収集手段と、
   前記造影剤投与前の被検体を撮像して得られた磁気共鳴信号に基づいてベース画像を再構成すると共に、前記造影剤投与後の被検体をダイナミック撮像して得られた磁気共鳴信号に基づいて多時相の造影画像を再構成する再構成手段と、
   前記ベース画像及び前記造影画像に基づいて診断用画像を生成する生成手段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。
9. 前記所定の第１のシーケンスは、前記傾斜磁場ディフェーズパルスを含むことによって血管信号を低減させて血管を黒く描出するブラックブラッド法のシーケンスであ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。
10. 撮像領域内で生じる磁気共鳴信号を、第１の流速範囲内で流れる流体に関する第１の磁気共鳴信号成分の信号レベルに対して前記第１の流速範囲よりも低い第２の流速範囲で流れる前記流体に関する第２の磁気共鳴信号成分の信号レベルを規定方向に異ならせる第１の条件と、前記第１の磁気共鳴信号成分の信号レベルに対して前記第２の磁気共鳴信号成分の信号レベルを前記規定方向に異ならせるとともに、前記第１および第２の磁気共鳴信号成分の信号レベルがいずれも前記第１の条件に対して前記規定方向に異なり、かつその変化量が前記第１の磁気共鳴信号成分に対して前記第２の磁気共鳴信号成分のほうが大きくなる第２の条件とでそれぞれ収集する収集手段と、
    前記第１および第２の条件でそれぞれ収集された前記磁気共鳴信号に基づいて、前記流体の前記撮像領域における空間的分布を前記磁気共鳴信号の大きさを反映して表した第１の画像および第２の画像をそれぞれ再構成する再構成手段と、
    前記第１の条件と前記第２の条件とでの信号レベルの変化の度合いを表した第３の画像を前記第１の画像および前記第２の画像に基づいて生成する生成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。
11. 前記第１の流速範囲は動脈および静脈における血液の流速を含むように設定され、前記第２の流速範囲は毛細血管における血液の流速を含むように設定されていることを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
12. 前記収集手段は、第１および第２の条件を、前記第１の磁気共鳴信号成分の信号レベルに対して前記第２の磁気共鳴信号成分の信号レベルを低下させる条件とすることを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
13. 前記収集手段は、第１および第２の条件を、前記第１の磁気共鳴信号成分の信号レベルに対して前記第２の磁気共鳴信号成分の信号レベルを増加させる条件とすることを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
14. 前記収集手段は、前記第１の磁気共鳴信号成分の信号レベルと前記第２の磁気共鳴信号成分の信号レベルとの差を実部情報に基づいて増大させるコサインフィルタ処理を行うことを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。

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