JP4936864B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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磁気共鳴イメージング装置に関する。

磁気共鳴信号の収集には、スピンをディフェーズさせて行う方法と、スピンをリフェーズさせて行う方法とがある。これら２つの収集方法は、用途に応じて選択的に使用される。そして、いずれかの方法で収集された磁気共鳴信号に基づいて、医用診断のための情報が得られる。

また、いずれかの方法で収集された磁気共鳴信号に基づいて得られた情報に対して、別の処理を施すことによってより有用な情報を得る技術が知られている。例えば、Ｔ₂ ^*強調よりさらに磁化率変化に鋭敏な撮像法として、リフェーズで収集された磁気共鳴信号に基づいて再構成された絶対値画像に対して位相強調処理を施す手法が非特許文献１で提案されている。
Magn Reson Med 52:612-618, 2004.

しかしながら、ディフェーズまたはリフェーズにより収集された磁気共鳴信号からでは得られる情報に限りがあり、例えば血管などを良好に描出するのに必要な情報を得ることができなかった。

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、ディフェーズまたはリフェーズにより各々単独で収集された磁気共鳴信号からでは得られなかった有益な情報を得ることが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。

以上の目的を達成するために本発明は、被検体から放射される磁気共鳴信号を収集する収集手段と、収集された前記磁気共鳴信号に基づいてディフェーズ画像およびリフェーズ画像を少なくとも１枚ずつ再構成する再構成手段と、再構成された前記ディフェーズ画像および前記リフェーズ画像の双方に基づいて前記被検体に関する特性を定量化する定量化手段とを磁気共鳴イメージング装置に備え、かつ前記収集手段は、１つのエコー時間に関するディフェーズの磁気共鳴信号および２つのエコー時間に関するリフェーズの磁気共鳴信号、あるいは１つのエコー時間に関するリフェーズの磁気共鳴信号および２つのエコー時間に関するディフェーズの磁気共鳴信号を、グラディエントエコー（GRE）のマルチエコー法によって収集することとした。

本発明によれば、ディフェーズまたはリフェーズにより収集された磁気共鳴信号からでは得られなかった有益な情報を得ることが可能となる。

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は本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置と称する）の構成を示す図である。

このＭＲＩ装置は、被検体としての患者Ｐ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、被検体Ｐ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と、患者Ｐに息止めを指令するための息止め指令部とを備えている。

静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを含み、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ₀を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４には、後述するホスト計算機の制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のための電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。

傾斜磁場発生部は、傾斜磁場コイルユニット３を含む。この傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ、ＹおよびＺ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組のコイル３ｘ、コイル３ｙ，コイル３ｚを備える。傾斜磁場発生部はまた、コイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４を含む。傾斜磁場電源４は、後述するシーケンサ５の制御のもと、傾斜磁場を発生させるためのパルス電流をコイル３ｘ〜３ｚに供給する。

傾斜磁場電源４からコイル３ｘ〜３ｚに供給されるパルス電流を調整することにより、物理軸であるＸ，Ｙ，Ｚ方向の各軸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の各論理軸方向を任意に設定することができる。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は、静磁場Ｈ₀に重畳される。

送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７に接続された送信器８Ｔおよび受信器８Ｒとを含む。送信器８Ｔおよび受信器８Ｒは、後述するシーケンサ５の制御の下で動作する。送信器８Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を起こさせるためのラーモア周波数のＲＦパルスをＲＦコイル７に供給する。受信器８Ｒは、ＲＦコイル７が受信したエコー信号（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、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してエコー信号に応じたデジタル量のエコーデータ（原データ）を生成する。

制御・演算部は、シーケンサ（シーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、入力器１３および音声発生器１６を含む。このうち、ホスト計算機６は、記憶したソフトウエア手順により、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する機能を有する。

ホスト計算機６は、位置決め用スキャンなどの準備作業に引き続いて、イメージングスキャンを実施する。イメージングスキャンは、画像再構成に必要なエコーデータの組を収集するスキャンであり、ここでは２次元スキャンに設定されている。イメージングスキャンは、ＥＣＧ信号に依るＥＣＧゲート法を併用して行うことができる。なお、このＥＣＧゲート法は場合によっては併用しなくても良い。

シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒのそれぞれの動作を制御するとともに、受信器８Ｒが出力したエコーデータを一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送する。パルスシーケンス情報は、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒ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３ｘ〜３ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。

演算ユニット１０は、受信器８Ｒが出力したエコーデータをシーケンサ５を介して入力する。演算ユニット１０は、その内部メモリ上のフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）にエコーデータを配置し、このエコーデータを各組毎に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。また演算ユニットは、再構成された画像に基づく解析パラメータ画像の作成や合成処理などの画像処理を行う機能を有する。

記憶ユニット１１は、再構成された画像データのみならず、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを保管することができる。表示器１２は、ホスト計算機６の制御の下に画像を表示する。入力器１３を介して、術者が希望する撮影条件、パルスシーケンス、画像合成や差分演算に関する情報をホスト計算機６に入力できる。

息止め指令部の一要素として音声発生器１６を備える。この音声発生器１６は、ホスト計算機６から指令の下に、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ことができる。

心電計測部は、被検体の体表に付着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してホスト計算機６およびシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを含む。心電計測部による計測信号は、イメージングスキャンを実行するときにシーケンサ５により用いられる。これにより、ＥＣＧゲート法（心電同期法）による同期タイミングを適切に設定でき、この同期タイミングに基づくＥＣＧゲート法のイメージングスキャンを行ってデータ収集できるようになっている。

次に以上のように構成されたＭＲＩ装置の動作について詳細に説明する。

(A)理論的準備
具体的な動作について説明する前の理論的準備として、不均一磁化率と流れのあるボクセルのMR信号モデルと、リフェーズ（Rephase）／ディフェーズ（Dephase）の信号モデルとについて定義する。

(A-1)不均一磁化率と流れのあるボクセルのMR信号モデル
まず、不均一磁化率と流れのあるボクセルのMR信号モデルに関するパラメータを次のように定義する。
M₀：プロトン密度
A_T1：T1に依存した減衰（T1 dependent attenuation）
A_T1＝1−exp(−TR／T1)
A_T2：T2に依存した減衰（T2 dependent attenuation）
A_T2＝exp(−TE／T2)
A_D：拡散に依存した減衰（Diffusion dependent attenuation）
A_D＝exp[−bD]
A_sus：磁化率に依存した減衰（Susceptibility dependent attenuation）
A_sus＝exp[−TE(γΔB_0σ)]^*
φ_sus：磁化率に依存した位相（Susceptibility dependent phase）
φ_sus＝−TE(γΔB_0m)
但しLorenzian modelの場合。
T2^*：T2と磁化率効果による成分を含む緩和時間
1／T2^*＝1／T2＋γΔB₀ (T2^*<T2)
なお、T2^*を用いると、A_T2 A_sus＝exp(−TE／T2^*)となる。
A_flow：フローに依存した減衰（Flow dependent attenuation）
A_flow＝exp[−bD_flow]
b：拡散で定義される傾斜磁場パターンから算出される係数（gradient factor）
D_flow：フローによる位相分散係数（流れのない部分で定義される拡散係数に等価な係数に相当する）
Φflow：フローに依存した位相シフト（Flow dependent phase shift）

V：不均一磁化率かつ流れを含む組織。ΔB₀<>0であり、かつF<>0である組織であり、例えば静脈などがこれに相当する。

この場合、組織VからのMR信号Sは、次の式(1)のように一般化される。
S＝(M₀ A_T1 A_T2 A_D A_sus A_flow) exp[i(Φ₀＋Φ_sus＋Φ_flow)] …(1)
ここで磁化率やフロー（flow）の効果のうち、コヒーレント（coherent）な成分は位相に、インコヒーレント（incoherent）な成分は振幅減衰に生じる。すなわち、コントラストには、ボクセル内でのΔB₀分布が大きいほど、あるいはIVIM（intravoxel incoherent motion）成分が多い（例えば、静脈→細静脈→毛細血管の順に大きい）ほど、振幅項が位相項より支配的に作用することになる。

(A-2)リフェーズ（Rephase）／ディフェーズ（Dephase）の信号モデル
次に、リフェーズ／ディフェーズの信号モデルについて説明する。

理想的なモデルでは、リフェーズでは振幅・位相ともフローによる成分はキャンセルされ、磁化率による成分のみとなる。ただし、実際はリフェーズでもGMN（gradient moment nulling）オーダーや乱流に依存した変化が生じる。一方、ディフェーズでは、振幅・位相とも磁化率成分にフロー成分が加わるので、リフェーズ／ディフェーズの各々の理想的なモデルでの信号S_re，S_deは下記の式(2)および式(3)のように表される。
S_re＝(M₀ A_T1 A_T2 A_D A_sus)exp[i(Φ₀＋Φsus)] …(2)
S_de＝(M₀ A_T1 A_T2 A_D A_sus A_flow)exp[i(Φ₀＋Φ_sus＋Φ_flow)] …(3)
ここでもし、リフェーズ／ディフェーズのシーケンス条件のうちの繰り返し時間TRおよびエコー時間TEが同一で、ディフェーズのｂ値は十分小さくてA_Dの効果は無視できるとすれば、S_deは次の式(4)となる。
S_de＝S_re A_flow exp[i Φ_flow] …(4)
すなわち、S_deはS_reにフロー効果が加わったものになる。

MR信号（振幅・位相）の変動には次のような性質がある。
・ボクセル内のフロー成分比M_flow／(M_flow＋M_st)が多いほど大きい。
・b値が大きいほど大きい。
・IVIM成分が大きければ、dephase grad.による振幅減衰効果が大きい。
・IVCM成分が大きければ、dephase grad.による位相変化効果が大きい。
（B）ディフェーズ／リフェーズのデータ収集および処理法
従来のリフェーズのみやディフェーズのみの場合に対し、ディフェーズとリフェーズを組み合わせて用いることで新たな応用が可能になる。上述のように、リフェーズはT1、T2緩和と磁化率効果のみによる信号変化であるが、ディフェーズはリフェーズに加えフローによる効果が加わっている。従って、リフェーズとディフェーズとのデータ間の演算により、静止部分と磁化率効果などフロー効果以外の成分とフロー効果が分離された画像、さらには磁化率やフロー効果のより定量的な普遍的なパラメータ画像を得ることができる。臨床的には、ディフェーズおよびリフェーズの物理的なフロー効果および磁化率効果の大小を用いた、静脈と動脈の分離などである。ここでは収集の工夫やその臨床応用例をあげる。

（B-1）理論
具体的な処理手順を説明するのに先立って、理論について説明する。

リフェーズおよびディフェーズのMR信号は、振幅および位相を有する複素信号であり、MR信号のゲインをK、A₀＝M_0、A_T1、A_T2として、式(2)，(3)を任意のゲインKとシーケンスの可変パラメータであるTR，TE，b値の関数として、以下の式(2')および式(3')のように表せる。
S_re(TR,TE)＝A_re(TR,TE) exp[iΦ_re(TE)]＝K A₀(TR,TE) A_sus(TE) exp[i{Φ₀(TE)＋Φ_sus(TE)}] …(2')
S_de(TE,TE，b)＝A_de(TE,TE) exp[iΦ_de(TE)]＝K A0(TE,TE) A_sus(TE) A_flow(b) exp[i{Φ₀(TE)＋Φ_sus(TE)＋Φ_flow(b)}] …(3')
なお、ここではb値はフローによる信号減衰効果をもたらせば良いため十分小さく、A₀に占める分子拡散の効果A_Dは無視できる。すなわちA₀は、リフェーズ，ディフェーズで同一とした。また縦磁化Mzは、M₀ A_T1として求まり、A_T1はGRE（gradient echo）の場合にはインフロー効果も含めTRで決まる。

（B-1-1）生体組織と磁化率、フロー
磁化率とフローの性質の違いを生体内の組織別にみると、動脈はオキシヘモグロビン（oxyHb）を多く含むため磁化率効果が無視できるので、リフェーズでは動脈は描出されない。一方、静脈は動脈よりはフロー効果は小さく、さらにデオキシヘモグロビン（deoxyHb）による磁化率効果が加わる。従って、血管部については、リフェーズではフローによる位相変化が完全にリフォーカスされれば（集まれば）、静脈信号（磁化率効果成分）が支配的に描出され、ディフェーズでは動脈および静脈（磁化率効果＋フロー成分）のいずれもが描出される。静止部については、リフェーズおよびディフェーズのいずれでも同等に描出される。

静脈の選択的描出にはフローが遅いため、磁化率効果以外に良い方法がない。また、リフェーズのみでは動脈と静止部との分離はコントラスト差が十分でないため困難である。

（B-1-2）最適シーケンスパラメータ：TE
TEについては、振幅、位相ともにCNR（contrast to noise ratio）を最大にするTEの最適な条件は、TE＝T2^*である。すなわち、対象とする組織のT2^*に等しい場合に、その近傍のT2^*を有する組織との間で最大のCNRを与える。収集条件や人体組織の種類に依存してT2^*には分布があるが、ボクセルサイズを一定にし、血管描出に重要な血液も磁化率の範囲があるし、白質や灰白質はほぼ一定とみなせるのでほぼ決めることは可能である。

（B-1-3）フロー効果と磁化率効果の分離
受信ゲイン、TR、TEおよびbなどの撮像パラメータを固定すれば、そのままでもリフェーズ・ディフェーズ間の相互の比較が可能であるが、より定量的な指標にするには、フロー成分はD_flow、磁化率成分はT2^*やΔ_χなどから計算して表示したほうが良い。その場合は、b＝0はリフェーズで代用し、TEは2つ以上と最低3画像必要となる。

（B-1-3-1）フロー効果の定量化
ディフェーズ／リフェーズ間の振幅比と位相差をとると、(4)式に基づいて次の式(5)および式(6)に示すようにフロー効果を分離できる。
ディフェーズ／リフェーズ振幅比：A(de)／A(re)＝A_{flow …(5)}
ディフェーズ／リフェーズ位相差：Φ(de)−Φ(re)＝Φ_{flow …(6)}
ここで、位相差Φ_flowはPS-MRA（phase contrast MR angiography）法のように速度エンコードパルスVENCの3方向用いて測定し求めても良いが、ここではあまり現実的ではないので省略し、次の式(7)のように表される関係にあり、多様な流速や多様な方向への流れによるランダムな位相分散の程度を表すD_flowを求める。
A_flow＝exp[−b^* D_flow] …(7)
ここで、ディフェーズのbファクタ（b-factor）をb(de)、ディフェーズおよびリフェーズの信号強度（振幅）をそれぞれA(de)、A(re)とすると、b＝0をリフェーズで代用できるので、D_flowは次の式(8)により算出される。
D_flow[mm²／sec]＝−ln[A(de)／A(re)]／b(de) …(8)
（B-1-3-2）磁化率効果の定量化
まず磁化率効果の定量化指標を振幅を用いて算出する場合について述べる。

磁化率効果による減衰項A_susは、TE依存であり、単一TEではT1緩和およびT2緩和などの寄与が入ったA₀が消去できないので、γΔB_0σまたはT2を含んだT2^*を求めたほうがより普遍化できる。

リフェーズでの２つのTE（以下、それぞれをTE1，TE2と称し、TE2＞TE1であることとする）を用いる場合、TE1およびTE2のそれぞれでの信号強度（振幅）A1，A2は、次の式(9)および式(10)により定まる。
A1＝K A₀ exp[−TE1／T2^*] …(9)
A2＝K A₀ exp[−TE2／T2^*] …(10)
これら式(9)および式(10)より、磁化率効果による振幅減衰効果の指標は次の式(11)で表される。
T2^*＝(TE2−TE1)／ln[A1(TE1)／A2(TE2)] …(11)
またT2^*の算出には、3エコー以上のマルチエコーを取得して最小二乗近似を用いても良い。

一方、位相を用いる場合について述べる。

磁化率効果の別の表現としてリフェーズの単一TEまたは2エコーの位相差から低周波の位相成分を減じた位相からΦ_susを求める。単一エコーの場合および2エコーの場合のΦ_susは、それぞれ次の式(12)および式(12')により表される。
Φ_sus＝−2_πγΔχB₀(cos²θ−1／3)TE …(12)
Φ_sus＝−2_πγΔχB₀(cos²θ−1／3)(TE2−TE1) …(12')
これに基づいて、単一エコーの場合および2エコーの場合のΔ_χは、それぞれ次の式(13)および式(13')により表される。
Δ_χ[ppm]＝−Φ_sus／{2_πγ B₀(cos²θ−1／3)TE} …(13)
Δ_χ[ppm]＝−Φ_sus／{2_πγ B₀(cos²θ−1／3)(TE2−TE1)} …(13')
これはボクセル内の平均の磁化率をあらわすとみなせる。

ここで、γは磁気回転比、B₀は静磁場強度を表し、装置により一意に決まる。しかし、θはB₀方向と血管の走行角度であるので、ボクセル間の相関を調べるなどの方法で測定する必要があり、振幅から求めるよりは困難になる。

なお、磁化率分布のみならば、リフェーズのみでTEが2段階以上あれば実現可能であり、この技術に関しては公知である。

次に、具体的な処理手順について図２に従って説明する。

（B-2）ディフェーズデータおよびリフェーズデータの収集
ステップＳａ１においてはシーケンサ５が、ディフェーズデータおよびリフェーズデータを収集する。

同一TEのディフェーズおよびリフェーズのシーケンスを独立させて連続的に撮像しても良い。あるいは動きの影響を最小にするために、１データセットを複数のセグメントに分割して交互に収集して合成しても良い。分割するセグメントは、k−spaceで1ライン（TR）単位としたり、２D面単位とするなど任意である。

ｂ値の段階は複数でも良い。TEも複数取得すればT2^*の正確な算出にも役立つ。複数のTEは、Gradient Echo法ならTR内でマルチエコーを収集すれば一回で取得できる。また複数のｂ値もLook−Locker法を用いれば一回で取得できる。なおLook−Locker法は、「"Measurement of Gd-DTPA dialysis clearance rates by using a look-locker imaging technique."，Magn Reson，Med. 1996 Oct;36(4):571-8.」により知られている。

（B-2-1）ディフェーズ・リフェーズ交互分割収集（ディフェーズ，リフェーズの一組は同一TE）
フロー効果D_flowのみの算出のためには、シーケンサ５はリフェーズおよびディフェーズを同一TEで2画像収集する。D_flowに加えてT2^*を算出する場合には、シーケンサ５はリフェーズ側を2エコーでTE1、TE2とし、ディフェーズはTE1，TE2のいずれかにする。その場合、ディフェーズおよびリフェーズのシーケンスを分割させて別々に撮像しても良い。あるいは、画像間の動きの影響を最小にするために、１データセットを複数のセグメントに分割して交互に収集して合成しても良い。分割するセグメントは、k−spaceで1ライン（TR）単位としたり、2D面単位とするなど任意である。

（B-2-2）GREマルチエコーによるリフェーズ，ディフェーズ混合連続収集の場合（TEがすべて違う）
GREでリフェーズおよびディフェーズ組み合わせた2点以上のマルチエコーで処理する実施例を示す。

上記の（B-2-1）のようにリフェーズおよびディフェーズで同一TEになるように別々のデータとして取得する場合に比べ、マルチエコーで収集すれば、リフェーズおよびディフェーズのTEは同一にできないが、複数のTEで収集し計算により同一にでき、定量的なパラメータが得られる。マルチエコーは1回のRF励起で、すなわち同一のTR内で取得できるため、スキャン時間が1エコーの収集時間と同程度であるという最大のメリットがあるのに加え、独立に時間をおいて収集する場合に比べてデータ間の体動も無視できるため、異種データ間の演算時の誤差が軽減できるメリットもある。もちろん別々のデータとして取得しても、後述する解析パラメータ画像の算出処理は共通にできる。

（B-2-2-1）2点法
（B-2-2-1-1）リフェーズTEとディフェーズTEとを１点ずつ収集する場合
図３に示すように、TE＝TE1のA_de(TE1)と、TE＝TE2のA_re(TE2)とをそれぞれ収集する。

この場合は、同一モードのデータが2点以上ないため、2つの画像をそのまま観察するのが主体で、定量パラメータのうちT2^*，D_flowなどは算出できない。しかし、条件をTE2＝2^*TE1に設定すれば、流れの位相項Φ_flowのみは定量化可能である。

TE(de)＜TE(re)とすることで、ディフェーズは磁化率効果を抑制したフロー強調になり、リフェーズはフロー効果を抑制した磁化率強調になる。TE(re)＜TE(de)といった具合にTE(re)を短く（＜10ms）設定すれば、リフェーズは動脈描出用として通常ルーチンで収集しているTOF−MRA（time of flight-magnetic resonance angiography）の代用となり、通常のTOF−MRAが不要になる可能性がある。さらに、ディフェーズは、フローと磁化率効果も強調した動静脈描出用にできるし、TEの設定しだいで静脈の描出は制御できる。また位相情報も用いれば背景組織に対する静脈のCNRを強調できる。さらに、後述するようにディフェーズとリフェーズとの間で相互に演算処理を施すことにより、動脈と静脈の分離表示も可能である。なお、2エコーの場合でもリフェーズおよびディフェーズのTEは厳密に合わせる必要はなく、十分近くT2^*の差が大きくなければ半定量的な表示は可能である。

（B-2-2-1-2）ディフェーズTEを2点収集する場合
図４に示すように、TE＝TE1に関するA_de(TE1)およびTE＝TE2に関するA_de(TE2)をそれぞれ収集する。

De TE＝TE1，TE2 (TE1＜TE2)の2つのエコーのb値を同じにすれば、A_flow＝exp[−bD_flow]、またGradient momentも同じにすれば位相のフロー効果分Φ_flowもほぼ同じであるから、次の式(14)からフロー効果がキャンセルされることが明らかである。

S_de(TE2,b)／S_de(TE1,b)＝exp[−(TE2−TE1)／T2^*] exp[−i(TE2−TE1)γΔB_0m] …(14)
そしてTE1，TE2は既知なので、式(13)の振幅からT2^*、さらには位相項からΔB₀をそれぞれ算出可能であり、Δχが算出可能である。

（B-2-2-1-3）リフェーズTEを2点収集する場合
図５に示すように、TE＝TE1に関するA_re(TE1)およびTE＝TE2に関するA_re(TE2)をそれぞれ収集する。

A2でb＝0とみなせるので、A_flow＝1 Φ_flow＝0となる以外は（B-2-2-1-2）における添え字deをreに置き換えたものになる。

（B-2-2-2）3点法
リフェーズおよびディフェーズをまぜて3点収集すれば、T2^*またはΔB₀に加えて、すなわちΔ_χに加えて、フロー効果分も算出可能であるし、またGREのマルチエコーを用いるにもかかわらずに同一TEのリフェーズ画像およびディフェーズ画像が作成可能である。3点のTEは、どう組み合わせても良い。

3点法では各エコーがリフェーズおよびディフェーズのいずれであるかの組み合わせで2×2×2＝8通り、順番を問題にしなければ4通りがある。このうちリフェーズ，リフェーズ，ディフェーズと、ディフェーズ，ディフェーズ，リフェーズとの2通りを取り上げる。

（B-2-2-2-1）リフェーズTEを2点とディフェーズTEを1点収集する場合
最初のリフェーズの2点よりT2^*を算出し、これを3点目のディフェーズに代入してD_flowを算出する。またリフェーズよりT2^*が分かれば、リフェーズの任意のTEの信号を生成可能なので、ディフェーズと同一TEのリフェーズが求まる。すなわち同一のT2緩和効果および磁化率効果でフロー効果のみ異なる画像が得られる。

このときのGREマルチエコーシーケンスの一例を図６に示す。

（B-2-2-2-2）ディフェーズTEを2点とリフェーズTEを1点収集する場合
上記の（B-2-2-1-2）と同様にして、最初のb値が同じでTEが異なるディフェーズの2点よりT2^*を算出し、3点目のリフェーズとからD_flowを算出する。またディフェーズよりT2^*が分かればディフェーズの任意のTEの信号を生成可能なので、リフェーズと同一TEのディフェーズが求まる。すなわち同一のT2緩和効果および磁化率効果でフロー効果のみ異なる画像が得られる。

（B-2-2-3）4点以上法
ディフェーズ、リフェーズとも各々2点以上ずつ収集し、T2^*，同一TEの画像を求める。未知数2個で4点以上では最小二乗近似となる。もちろん必要ならば未知パラメータのM0、T2やDなども算出可能である。

図７は4点法におけるデータ収集の一例を示す図であり、TE＝TE1に関するA_re(TE1)、TE＝TE2に関するA_de(TE2)、TE＝TE3に関するA_re(TE3)、TE＝TE4に関するA_de(TE4)をそれぞれ収集する。

なお、以上に説明した各種のシーケンスモードのいずれにおいても、マルチエコーのTEを、T2^*算出に用いる最適TE(＝T2^*）を含むように設定する。対象のT2^*が長すぎたり（時間延長、SNR低下）、短かすぎたり（RFが入らない、傾斜磁場が出ない、十分なb値が出ないなど）で最適TEの設定困難な場合は、計算して作る任意のTEの画像からTE＝T2^*の画像を作成すれば良い。

また、位相算出においては、すべての場合で折り返しがないか、折り返しを補正することが好ましい。GREのマルチエコーでもリフェーズおよびディフェーズのTEは厳密にあわせる必要はなく、十分近いTEでT2^*の差が大きくなければ半定量的な表示は可能である。シーケンスもGREのみならず、1回のRF励起後に実効TEを数段階変えたmulti−shot EPI（echo planar imaging）でk−spaceをセグメント分割するなどして短時間化と高分解能化を適当にコントロールしても良い。

またTEに関しては、水と脂肪とが混在する組織では、水脂肪が同位相になるように設定することが重要である。静磁場強度のもとでの水（プロトン）とケミカルシフトδppmの物質との位相差は、ΔΦ＝2πγδB₀TEと表されるが、それが同位相となる条件はnを整数としてδΦ＝n２πなので、TE＝n／(γδB₀)の倍数に設定すれば良い。脳実質では脂肪があまりないためにあまり問題とはならないが、ボクセル内で水と脂肪とが混在する骨髄や腹部臓器では問題となる場合があるのでその条件が必要になる。γ＝42.6MHz／T、脂肪はγ＝3.6ppm、B₀＝1.5TとするとTE＝n 4.3 msとなる。さらに脂肪以外でも磁化率の異なる物質がボクセル内に混在すると位相差が生じるが、酸素濃度によるケミカルシフトはδ＝0.1ppm程度とされ、TEを適当に選んでも定量化パラメータが振幅のT2^*ではあまり問題とならないし、位相では厳密に定量化する場合は問題となり得るので、必要ならδを既知としてその寄与による位相を求め補正すれば良い。

（B-3）画像再構成
ステップＳａ２においては演算ユニット１０が、以上のような各種の手法を適宜に採用して収集されたデータのそれぞれを使用して周知の再構成処理を行うことによって、m枚のディフェーズ画像とn枚のリフェーズ画像とを再構成する。なお、mおよびnの値は、いずれも0を含む整数で、採用するデータ収集の手法により定まる。

（B-4）解析パラメータ画像の算出
ステップＳａ３においては演算ユニット１０が、再構成された1乃至m枚のディフェーズ画像および1乃至n枚のリフェーズ画像を使用して解析パラメータ画像を算出する。

図８は解析パラメータ画像の算出処理の概念を示す図である。

演算ユニット１０は、リフェーズ画像およびディフェーズ画像を使用してフローパラメータ算出処理Ｐ１を行うことによってよってD_flow画像を算出する。演算ユニット１０は、リフェーズ画像およびディフェーズ画像を使用して磁化率パラメータ算出処理Ｐ２を行うことによってT2^*画像およびΔ_χ画像を算出する。演算ユニット１０は、リフェーズ画像、ディフェーズ画像およびT2^*画像を使用して任意TE画像作成処理Ｐ３を行うことによって、任意TEに関するリフェーズ画像およびディフェーズ画像を算出する。

以下に、上記した各種のデータ収集手法のそれぞれに応じた解析パラメータ画像の算出処理の具体例をそれぞれ説明する。

（B-4-1）2点法
（B-4-1-1）ディフェーズ2点の場合
(a) 演算ユニット１０は、同一ｂ値のディフェーズに関するTE＝TE1の振幅画像A1(TE1)およびTE＝TE2の振幅画像A2(TE2)より、次の式(15)および式(16)によりT2^*およびK_deをそれぞれ算出する。
T2^*＝(TE2−TE1)／ln[A_de(TE1)／A_de(TE2)] …(15)
K_de＝A_de(TE1)／exp[−TE1／T2^*] …(16)
(b) 演算ユニット１０は、任意TEに関して、次の式(17)および式(18)によりディフェーズ振幅および位相をそれぞれ算出する。
A_de(TE)＝K_de exp[−TE／T2^*] …(17)
Φ_de(TE)＝(TE／TE1)Φ_de(TE1) …(18)
（B-4-1-2）リフェーズ2点の場合
(a) 演算ユニット１０は、同一ｂ値のディフェーズに関するTE＝TE1の振幅画像A1(TE1)およびTE＝TE2の振幅画像A2(TE2)より、次の式(19)および式(20)によりT2^*およびK_reをそれぞれ算出する。
T2^*＝(TE2−TE1)／ln[A_re(TE1)／A_re(TE2)] …(19)
K_re＝A_re(TE1)／exp[−TE1／T2^*] …(20)
(b) 演算ユニット１０は、任意TEに関して、次の式(21)および式(22)によりディフェーズ振幅および位相をそれぞれ算出する。
A_re(TE)＝K_re exp[−TE／T2^*] …(21)
Φ_re(TE)＝(TE／TE1)Φ_re(TE1) …(22)
すなわち、（B-4-1）における添え字deをreに置き換えた式を適用する。

（B-4-2）3点法
（B-4-2-1）リフェーズTEを2点とディフェーズTEを１点収集する場合
この場合の処理の流れを図９に示す。

(a) ステップＳｂ１において演算ユニット１０は、リフェーズに関するTE＝TE1の振幅画像A_re(TE1)およびTE＝TE2の振幅画像A_re(TE2)より、次の式(23)および式(24)によりT2^*およびK_reをそれぞれ算出する。
T2^*＝(TE2−TE1)／ln[A_re(TE1)／A_re(TE2)] …(23)
K_re＝A_re(TE1)／exp[−TE1／T2^*] …(24)
ここで求めたT2^*により、T2^*画像が得られる。

(b) ステップＳｂ２において演算ユニット１０は、次の式(25)により、例えば図１０に示すようなリフェーズに関するTE＝TE3の振幅画像A_re(TE3)を作成する。また、ステップＳｂ３において演算ユニット１０は、TEに依存しないバックグラウンド位相がない場合には式(26)により、TEに依存しないバックグラウンド位相がある場合には式(27)により、位相画像Φ_re(TE3)を作成する。
A_re(TE3)＝K_re exp[−TE3／T2^*] …(25)
Φ_re(TE3)＝(TE3／TE1)Φ_re(TE1) …(26)
Φ_re(TE3)＝{TE3／(TE2−TE1)} {Φ_re(TE2)−Φ_re(TE1)} …(27)
なお、ステップＳｂ２およびステップＳｂ３において演算ユニット１０は、TEがTE1，TE2，TE3のいずれでもない任意の値であるリフェーズの振幅画像および位相画像を作成することもできる。これは、上記の式(25)乃至(27)におけるTE3に任意の欲しいTEを代入することにより計算することにより実現できる。

(c) ステップＳｂ４において演算ユニット１０は、TE＝TE3の振幅画像A_re(TE3)，A_de(TE3)より、次の式(28)および式(29)によりフロー分散係数D_flow画像を算出する。
A_flow＝A_de(TE3)／A_re(TE3) …(28)
D_flow[mm²／sec]＝−ln[A_flow]／b_{de …(29)}
(d) ステップＳｂ５において演算ユニット１０は、血管とB₀との方向角度θを算出する。

(e) さらにステップＳｂ５において演算ユニット１０は、θとTE＝TE3のリフェーズの位相画像より、次の式(30)によりΔ_χ[ppm]を算出する。
Δ_χ[ppm]＝−Φ_re(TE3)／{2πγB₀(cos²θ−1／3)TE3} …(30)
ここで求めたΔ_χにより、Δ_χ画像が得られる。

(f) ステップＳｂ６において演算ユニット１０は、任意TEのディフェーズの振幅画像を作成する。
ディフェーズの任意TEの振幅画像は式(28)により求めたA_flowを用いて、次の式(31)により計算する。
A_de(TE)＝A_re(TE)A_{flow …(31)}
ステップＳｂ７において演算ユニット１０は、Φ_de(TE3)を用いて、次の式(32)によりディフェーズの任意TEの位相画像を算出する。これは、TEに依存しないバックグラウンド位相がない場合のみ算出可能である。
Φ_de(TE)＝(TE／TE3)Φ_de(TE3) …(32)
なお、上記の(c)〜(f)で求める各種パラメータは、必要な場合にのみ算出すれば良い。

（B-4-2-2）ディフェーズTEを2点とリフェーズTEを１点収集する場合
この場合の処理の流れを図１１に示す。

(a) ステップＳｃ１において演算ユニット１０は、ディフェーズに関するTE＝TE1の振幅画像A_de(TE1)およびTE＝TE2の振幅画像A_de(TE2)より、次の式(33)および式(34)によりT2^*およびK_deを算出する。
T2^*＝(TE2−TE1)／ln[A_de(TE1)／A_de(TE2)] …(33)
K_de＝A_de(TE1)／exp[−TE1／T2^*] …(34)
ここで求めたT2^*により、T2^*画像が得られる。

(b) ステップＳｃ２において演算ユニット１０は、次の式(35)により、図１２に示すようにディフェーズに関するTE＝TE3の振幅画像A_de(TE3)を作成する。また、ステップＳｃ３において演算ユニット１０は、次の式(36)により、位相画像Φ_de(TE3)を作成する。
A_de(TE3)＝K_deexp[−TE3／T2^*] …(35)
Φ_de(TE3)＝(TE3／TE1)Φ_de(TE1) …(36)
なお、ステップＳｃ２およびステップＳｃ３において演算ユニット１０は、TEがTE1，TE2，TE3のいずれでもない任意の値であるディフェーズの振幅画像および位相画像を作成することもできる。これは、上記の式(35)および(36)におけるTE3に任意の欲しいTEを代入することにより計算することにより実現できる。

(c) ステップＳｃ４において演算ユニット１０は、TE＝TE3の振幅画像A_re(TE3)，A_de(TE3)より、次の式(38)および式(39)によりフロー分散係数D_flow画像を算出する。
A_flow＝A_de(TE3)／A_re(TE3) …(37)
D_flow[mm²／sec]＝−ln[A_flow]／b_de …(38)
(d) ステップＳｃ５において演算ユニット１０は、血管とB₀との方向角度θを算出する。

(e) さらにステップＳｃ５において演算ユニット１０は、θとTE＝TE3の位相画像より、次の式(39)によりΔ_χ[ppm]を算出する。
Δ_χ[ppm]＝Φ_re(TE3)／{2πγB₀(cos²θ−1／3)TE3} …(39)
ここで求めたΔ_χにより、Δ_χ画像が得られる。

(f) ステップＳｃ６において演算ユニット１０は、任意TEのリフェーズの振幅画像を作成する。
リフェーズの任意TEの振幅画像は式(37)により求めたA_flowを用いて、次の式(40)により計算する。
A_re(TE)＝A_de(TE)／A_flow …(40)
ステップＳｃ７において演算ユニット１０は、Φ_re(TE3)を用いて、次の式(41)によりリフェーズの任意TEの位相画像を算出する。これは、TEに依存しないバックグラウンド位相がない場合のみ算出可能である。
Φ_re(TE)＝(TE／TE3)Φ_re(TE3) …(41)
なお、(c)〜(f)で求めるパラメータは、必要な場合にのみ算出すれば良い。

さらに、リフェーズおよびディフェーズの各々が3点以上の場合は、未知パラメータをモデルに即して最小二乗法で算出する。K_re，K_de，T2^*は１次の指数減衰関数のモデルを用い、Δχは一次関数のモデルを用いれば良い。

以上のようにして、少なくとも１つずつのリフェーズ画像およびディフェーズ画像（それぞれ振幅画像および位相画像を含む）、T2^*画像、Δ_χ画像およびD_flow画像などがそれぞれ算出される。なお以下においては、これらの画像を解析パラメータ画像と総称する。

なお、マルチエコーではなく、1エコーずつ別々に収集して画像化したものを使用しても良い。あるいは、2Dマルチスライス収集や、3DFT法などによるボリューム収集でも良い。さらに、パルスシーケンスとしては、GREに代えて非対称スピンエコー（ASE）法を利用しても良い。

（B-5）解析パラメータ画像の合成処理および表示
各種の解析パラメータ画像を算出した後、これらの解析パラメータ画像をそのまま表示して観察に供することができる。また、A_flow、Φ_flow、Δ_flowなどのパラメータ自体を表示しても良い。

さらに診断の補助とするためにステップＳａ４において演算ユニット１０は、各種の解析パラメータ画像のカラーで分離した2Dの合成画像を作成して、２D画像のまま表示することができる。このステップＳａ４の合成処理は、必要時だけに行うようにしても良い。

あるいは、特に血管画像を目的とする場合にはステップＳａ５において演算ユニット１０は、血管を連続した管として表現するために３D処理を行う。その代表的なものは、最大値投影（MIP）または最小値投影（minIP）である。演算ユニット１０は、ステップＳａ５にて複数の3D画像を生成した上で、ステップＳａ６にてこれら複数の3D画像を用いてフュージョン処理を行うこともできる。

(B-5-1)位相合成処理および表示
任意TEのリフェーズ画像およびディフェーズ画像より位相合成画像を作成する機能について説明する。

(a) 通常のMR画像：S＝A exp[iΘ]と、ローパスフィルタをかけたMR画像：S₁＝A₁ exp[iΘ₁]とをリフェーズおよびディフェーズのおのおのについて作成する。

(b) 位相アーチファクト補正
次の式(42)によりリフェーズのMR画像の位相マップよりローパスフィルタをかけた画像の位相マップを減算する。
Φ＝Θ-Θ_l＝arg[S]−arg[S₁] …(42)
この式(42)の計算後、位相飛び補正により−π＜Φ＜＝πに収める処理を行う。すなわち、Φが−π以下であるならばΦ＋πに、またΦがπよりも大きい場合にはΦ−πにΦを置き換える。

なお、Φは、式(42)に代えて次の式(43)により算出しても良い。
Φ＝arg[S／S₁] …(43)
(c) 位相マスク（phase masking）
図１３に示す非対称型（asymmetric type）または図１４に示す対称型（symmetric type）のどちらかのマスクMを作成し、振幅画像とマスクMとのｎ重の積Iを次の式(44)により求める。
I＝A×Mⁿ …(44)
なお、Aはディフェーズの位相から、Mはリフェーズの位相から作成したものを用いる。

これにより位相飛びやフローと磁化率由来の位相キャンセルのない位相マスクが可能になる。

(B-5-2)カラー合成処理および表示
上記のように得られた解析パラメータ画像をカラーで色分けしてフュージョン表示する。例えば、フロー成分のA_flow、Φ_flowおよびD_flowは動脈および静脈に支配的に大きくなり、磁化率成分のT2^*およびΔ_χは静脈や、静止部なら出血などの部分で大きくなる。そこで図１５に示す画像２１のようなフロー成分の画像を赤、画像２２のような磁化率成分の画像を青とするなどの色分けをしてカラー合成処理を行うことにより、例えば画像２１としてフュージョン表示する。このときに表示されるのは、物理的にはフロー成分（赤）と磁化率成分（青）との合成画像である。血管部のみを表す画像の場合には、動脈は赤により、静脈は紫により表される。磁化率成分部は、出血や静止部の磁化率がゼロでない部分のアーチファクトも含まれるので、必要なら閾値処理などによる静脈抽出を行った後にフュージョン表示すれば良い。

また、画像２１および画像２２から次の式(45)または式(46)によって動脈および静脈を抽出した画像２４を作成して、この画像２４を画像２２とカラー合成することによって画像２３を得ることもできる。
A_flow＝A_de／A_re …(45)
Φ_flow＝Φ_de−Φ_re …(46)
色の混じり具合は、フロー成分と磁化率成分の比で決まる。上記の色の割り当て例では、赤→紫→青の変化を示すが、赤に近いほどフロー成分が、青に近いほど磁化率成分が多いことを意味する。脳梗塞などの疾患時は必ずしも各々動脈および静脈に対応せず、酸素代謝状態を反映する指標となる。色の割り当てはこれに限らず、対比できる組み合わせならなんでも良い。TOF−MRAで動脈を描出する方法もあるが、原理的に遅い動脈は描出されない。本法ではディフェーズによる信号減衰または位相変化を用いるため、動脈も細いのや、上方から回り込んでくる側副血行路も描出することができ、脳梗塞の診断などに向けた臨床的に重要な情報を提供できる。またある程度の長いTEに設定すれば、磁化率効果により血栓や出血などの情報も同時に得られるので、治療計画を立てる上でも重要な情報を提供できる。

なお、画像２１としては、ディフェーズ振幅画像、ディフェーズ位相画像、ディフェーズの振幅位相合成画像およびD_flow画像などが利用できる。画像２２としては、リフェーズ振幅画像、リフェーズ位相画像、リフェーズの振幅位相合成画像およびT2^*画像などが利用できる。

(B-5-3)３D処理および表示
ディフェーズの振幅画像では、動脈および静脈のいずれも周囲組織に対して低い画像値になるのでminIPが妥当である。リフェーズの振幅画像では、静脈は低信号なのでminIPが妥当だが、動脈はTOF（Time of Flight）効果で高信号になるためにMIPを併用しても良い。表面を抽出するなどしてボリュームレンダリングやサーフェスレンダリングも用いることができる。また原画像信号を見たい場合は、単純に断面変換（MPR）も用途により使用することが有効である。フュージョン表示は、前記のように2Dのままでも良いが、3D画像を作成してから行っても良い。

なお、各種画像の表示は、表示器１２により行うことが可能であるが、外部のビューワ装置などにおいて表示させても良い。

以上のように本実施形態によれば、血流などのフローの効果を分離して定量化することができる。そしてこの定量化結果に基づいて、医用診断に有用な情報や画像を提供することが可能である。

本実施形態によれば、磁化率やフローに関して、機種やシーケンスに依存しないパラメータが作成可能である。このため、共通のデータベースになり、重要な知見がエビデンスとして蓄積され易くなる。

本実施形態によれば、リフェーズとディフェーズとを組み合わせることで動脈と静脈との分離が可能である。

本実施形態によれば、リフェーズおよびディフェーズを別々に収集する方法に比べ、マルチエコーを用いることにより1回の収集で双方の画像が取得可能であるので、収集時間が短くなり、かつ複数画像間の時間差が無視できるのでより動きの影響が生じにくい。

本実施形態によれば、2画像を用いるため、速い流速の血液のtime of fright (TOF)効果が抑制可能である。血液は、磁化率またはフローのみに依存したコントラストが得られる。

本実施形態によれば、側副血行路の描出が可能である。

本実施形態によれば、磁化率とフローとが分離可能である。

本実施形態によれば、ディフェーズで得られた振幅画像では、血管内孔が選択的に描出されるという手術などでは際めて重要な特長を有する。

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。

位相マスク画像を作成する場合には、ディフェーズの振幅とリフェーズの位相とを、あるいはディフェーズの位相とリフェーズの振幅とを組み合わせてもよい。このようにすることで、位相の磁化率とフローとの相殺が生じないため、振幅の位相マスク画像における静脈信号がより低下し、動脈と静脈の分離能が向上する。

撮像時間とSNR向上を目的としてk-spaceにおける周波数毎にTRまたはTEを可変しても良い。例えば、シーケンスによる収集時、低周波は短いTEで、中間から高周波は長いTEで収集する。その間は、TEを滑らかに変える。これにより、低周波成分が支配的な静磁場不均一による位相は小さくなるのでアーチファクトが低減する。位相の場合には縦磁化は無関係なので、TRも最短にして良い。なおシーケンス種はGRE（FE）タイプで、マルチエコーおよび1エコーのいずれでも適用可能で、k-space trajectoryは、spin warp、spiral、あるいはEPIなどのいずれでも良い。図１６にkに対するTR,TEの変化の例を示す。

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。

本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成を示す図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置における撮像の際の処理手順を示す図。 リフェーズTEとディフェーズTEとを１点ずつ収集する場合におけるサンプル点の関係を示す図。 ディフェーズTEを2点収集する場合におけるサンプル点の関係を示す図。 リフェーズTEを2点収集する場合におけるサンプル点の関係を示す図。 GREマルチエコーシーケンスの一例を示す図。 4点法におけるサンプル点の関係を示す図。 解析パラメータ画像の算出処理の概念を示す図。 リフェーズTEを2点とディフェーズTEを１点収集する場合における解析パラメータ画像の算出処理の流れを示す図。 図９中のステップＳｂ２において作成する振幅画像に相当するサンプル点と実際の収集に係るサンプル点との関係を示す図。 リフェーズTEを1点とディフェーズTEを2点収集する場合における解析パラメータ画像の算出処理の流れを示す図。 図１１中のステップＳｃ２において作成する振幅画像に相当するサンプル点と実際の収集に係るサンプル点との関係を示す図。 非対称型のマスクを表す図。 対称型のマスクを表す図。 カラー合成処理の具体例を示す図。 kに対するTR,TEの変化の例を示す図。

符号の説明

１…磁石、２…静磁場電源、３…傾斜磁場コイルユニット、３ｘ，３ｙ，３ｚ…コイル、４…傾斜磁場電源、５…シーケンサ、６…ホスト計算機、７…ＲＦコイル、８Ｒ…受信器、８Ｔ…送信器、１０…演算ユニット、１１…記憶ユニット、１２…表示器、１３…入力器、１４…シムコイル、１５…シムコイル電源、１６…音声発生器、１７…ＥＣＧセンサ、１８…ＥＣＧユニット。

Claims (15)

1. 被検体から放射される磁気共鳴信号を収集する収集手段と、
   収集された前記磁気共鳴信号に基づいてディフェーズ画像およびリフェーズ画像を少なくとも１枚ずつ再構成する再構成手段と、
   再構成された前記ディフェーズ画像および前記リフェーズ画像の双方に基づいて前記被検体に関する特性を定量化する定量化手段とを具備し、
   前記収集手段は、１つのエコー時間に関するディフェーズの磁気共鳴信号および２つのエコー時間に関するリフェーズの磁気共鳴信号、あるいは１つのエコー時間に関するリフェーズの磁気共鳴信号および２つのエコー時間に関するディフェーズの磁気共鳴信号を、グラディエントエコー（GRE）のマルチエコー法によって収集することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記定量化された特性を表す定量化画像を生成する生成手段をさらに具備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. 前記定量化画像を表示する手段をさらに具備することを特徴とする請求項１または請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記収集手段は、複数のエコー時間のうちの１つをT2^*に設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。
5. 前記収集手段は、水脂肪が同位相となるようにエコー時間を設定することを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記再構成手段は、複数のエコー時間でそれぞれ収集された磁気共鳴信号にそれぞれ基づいて再構成した複数のディフェーズ画像または複数のリフェーズ画像に基づいて、前記複数のエコー時間とは異なるエコー時間に関するディフェーズ画像またはリフェーズ画像を再構成することを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記定量化手段は、前記被検体におけるフロー効果を定量化することを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記定量化手段は、前記フロー効果を定量化するために、多様な流速や多様な方向への流れによるランダムな位相分散の程度を表す位相分散係数を算出することを特徴とする請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 再構成された前記ディフェーズ画像および前記リフェーズ画像の少なくともいずれか一方に基づいて前記被検体に関する特性を定量化する第２の定量化手段をさらに備え、
   前記生成手段は、前記定量化手段による定量化の結果を表す画像と前記第２の定量化手段による定量化の結果を表す画像とを合成して前記定量化画像を生成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。
10. 前記収集手段は、２次元または３次元で磁気共鳴信号を収集することを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 前記定量化手段は、前記ディフェーズ画像と前記リフェーズ画像との振幅比または位相差を算出することによって前記被検体に関する特性を定量化することを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
12. 前記生成手段は、振幅単独、位相単独、あるいは振幅位相合成したスライス画像を複数生成するとともに、この複数のスライス画像に基づく3D処理によって3Dの定量化画像を生成することを特徴とする請求項２または請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
13. 前記生成手段は、前記リフェーズ画像と前記ディフェーズ画像との位相合成画像を生成することを特徴とする請求項２または請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
14. 前記生成手段は、それぞれが定量化された特性を表す複数の定量化画像どうし、あるいは前記リフェーズ画像または前記ディフェーズ画像に基づく画像と前記定量化画像とをカラー合成した画像を生成することを特徴とする請求項２または請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
15. 前記生成手段は、定量化されたフロー成分を表す定量化画像と、前記リフェーズ画像または前記ディフェーズ画像に基づく磁化率成分の画像とをカラー合成した画像を生成することを特徴とする請求項１４に記載の磁気共鳴イメージング装置。

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