JP5762460B2 - 磁気共鳴装置およびプログラム - Google Patents

Description

本発明は、拡散強調シーケンスを実行する磁気共鳴装置、およびこの磁気共鳴装置に適用されるプログラムに関する。

ＩＶＩＭ（IntraVoxel Incoherent Motion）モデルを用いた拡散強調シーケンスが知られている（特許文献１参照）。

特開平１０−２４８８２４号公報

拡散強調画像の信号値を表すモデルとして、ｂ値を使用した以下のＩＶＩＭモデルが知られている。

近年、Lemkeにより、灌流の割合（Perfusion Fraction）ｆがエコー時間ＴＥに依存することが示されている（参考文献：Lemke et al., An in vivo verification of theintravoxel incoherent motion effect in diffusion-weighted imaging of theabdomen. Magn. Res. Med. 2010; 64:1580-1585）。灌流の割合ｆがエコー時間ＴＥに依存する理由は、実質組織（parenchyma）と血液との間のＴ１の違いや、実質組織と血液との間のＴ２の違いが関係している。１．５Ｔ（テスラ）の磁気共鳴装置では、肝臓のＴ２値は血液のＴ２値の１５．８％であるという報告がある。報告されている肝臓のＴ１およびＴ２と血液のＴ１およびＴ２の一例を以下の表に示す。

エコー時間ＴＥが実質組織のＴ２値又はＴ１値に近い値を有する場合、実質組織と血液との間のＴ２値（又はＴ１値）の違いにより、灌流の割合ｆの推定値が大きくなりすぎることがある。

したがって、灌流の割合の推定誤差を小さくすることが望まれている。

本発明の第１の観点は、異なるエコー時間を有する複数のＴ２強調シーケンスと、異なるｂ値を有する複数の拡散強調シーケンスとを実行するスキャン手段と、
前記複数のＴ２強調シーケンスにより得られた複数のＴ２強調画像に基づいて、Ｔ２値を算出する第１の算出手段と、
前記複数のＴ２強調画像のうちの第１のＴ２強調画像と、前記複数の拡散強調シーケンスにより得られた複数の拡散強調画像とに基づいて、Ｔ２値が考慮されていない灌流の割合を算出する第２の算出手段と、
前記第１の算出手段により算出されたＴ２値と、前記第２の算出手段により算出された灌流の割合とに基づいて、Ｔ２値が考慮された灌流の割合を算出する第３の算出手段と、
を有する磁気共鳴装置である。

本発明の第２の観点は、異なるエコー時間を有する複数のＴ２強調シーケンスにより得られた複数のＴ２強調画像に基づいて、Ｔ２値を算出する第１の算出処理と、
前記複数のＴ２強調画像のうちの第１のＴ２強調画像と、異なるｂ値を有する複数の拡散強調シーケンスにより得られた複数の拡散強調画像とに基づいて、Ｔ２値が考慮されていない灌流の割合を算出する第２の算出処理と、
前記第１の算出処理により算出されたＴ２値と、前記第２の算出処理により算出された灌流の割合とに基づいて、Ｔ２値が考慮された灌流の割合を算出する第３の算出処理と、
を計算機に実行させるためのプログラムである。

Ｔ２値が考慮された灌流の割合を算出することができるので、灌流の割合の推定誤差を小さくすることができる。

本発明の一形態の磁気共鳴装置の概略図である。 撮影部位を概略的に示す図である。 本形態において実行されるシーケンスを概略的に示す図である。 本形態のＭＲ装置の動作フローを示す図である。 取り出された信号値を概略的に示す図である。 式（７）で表される信号値のモデルをフィッティングした後の様子を概略的に示す図である。 取り出された信号値を概略的に示す図である。 フィッティングにより算出されたＤ、Ｄ^＊、およびＡを概略的に示す図である。 灌流の割合ｆ′の算出方法の説明図である。 シミュレーション結果を示す図である。

以下、発明を実施するための形態について説明するが、本発明は、以下の形態に限定されることはない。

図１は、本発明の一形態の磁気共鳴装置の概略図である。
磁気共鳴装置（以下、「ＭＲ装置」と呼ぶ。ＭＲ：Magnetic Resonance）１００は、マグネット２、テーブル３、受信コイル４などを有している。

マグネット２は、被検体１１が収容されるボア２１を有している。また、マグネット２には、超伝導コイル、勾配コイル、およびＲＦコイルなどが内蔵されている。

テーブル３は、被検体１１を支持するクレードル３ａを有している。クレードル３ａは、ボア２１内に移動できるように構成されている。クレードル３ａによって、被検体１１はボア２１に搬送される。

受信コイル４は、被検体１１に取り付けられている。受信コイル４は、被検体１１からの磁気共鳴信号を受信する。

ＭＲ装置１００は、更に、送信器５、勾配磁場電源６、受信器７、制御部８、操作部９、および表示部１０などを有している。

送信器５はＲＦコイルに電流を供給し、勾配磁場電源６は勾配コイルに電流を供給する。
受信器７は、受信コイル４から受け取った信号に対して、検波などの信号処理を実行する。

制御部８は、表示部１０に必要な情報を伝送したり、受信器７から受け取ったデータに基づいて画像を再構成するなど、ＭＲ装置１００の各種の動作を実現するように、ＭＲ装置１００の各部の動作を制御する。制御部８は、第１の算出手段８１〜第３の算出手段８３などを有している。

第１の算出手段８１はＴ２値を算出する。
第２の算出手段８２は、Ｔ２値が考慮されていない灌流の割合（後述の式（４）において、符号Ａで表されている）を算出する。
第３の算出手段８３は、Ｔ２値が考慮された灌流の割合（後述の式（５）において、符号ｆ′で表されている）を算出する。
制御部８は第１の算出手段８１〜第３の算出手段８３の一例であり、所定のプログラムを実行することにより、これらの手段として機能する。

操作部９は、オペレータにより操作され、種々の情報を制御部８に入力する。表示部１０は種々の情報を表示する。
ＭＲ装置１００は、上記のように構成されている。

本形態では、灌流の割合を算出している。以下に、本形態において、灌流の割合を算出するやり方について説明する。

灌流の割合を算出する方法として、式（１）に示す信号モデルを使用することが考えられる。しかし、式（１）の信号モデルは、実質組織と血液との間のＴ２値（又はＴ１値）の違いにより、灌流の割合ｆの推定値が大きくなりすぎることがある。そこで、灌流の割合を算出する方法として、Ｔ１緩和効果およびＴ２緩和効果を考慮したＩＶＩＭモデルを使用することが考えられる。Ｔ１緩和効果およびＴ２緩和効果を考慮したＩＶＩＭモデルは、Lemkeらによって提案されている（参考文献：Lemke et al., An in vivo verification of theintravoxel incoherent motion effect in diffusion-weighted imaging of theabdomen. Magn. Res. Med. 2010; 64:1580-1585）。このモデルは、拡散強調画像の信号値を以下の式で表している。

式（２）の信号モデルは、Ｔ１値およびＴ２値を含んでいるので、Ｔ１値およびＴ２値が考慮された灌流の割合ｆ′を算出することができる。したがって、推定誤差の小さい灌流の割合ｆ′を求めることができる。しかし、式（２）の信号モデルでは、灌流の割合ｆ′を算出するためには、Ｔ１値とＴ２値との両方を求める必要があるので、実用的ではない。そこで、本形態では、灌流の割合ｆ′を簡単に算出することができるように、式（２）を簡略化している。以下に、式（２）を簡略化するやり方について説明する。

通常のＥＰＩにより拡散強調画像を取得するシーケンスを使用する場合、ＴＲは比較的長く、例えば、ＴＲ＝６．５ｓである。この場合、血液および実質組織のＴ１は、ＴＲよりもかなり短いので、式（２）は以下のように表すことができる。

また、式（３）は以下のように表現することができる。

式（１）と式（４）とを比較すると、式（１）の灌流の割合ｆが、式（４）では係数Ａで示されていることがわかる。式（４）の係数Ａは、式（５）で表される。式（５）には、Ｔ２_ｂｌおよびＴ２_ｔｉｓｓが含まれているが、Ｔ１_ｂｌおよびＴ１_ｔｉｓｓは消去されているので、式（５）を用いることにより、Ｔ１_ｂｌおよびＴ１_ｔｉｓｓを知らなくても、灌流の割合ｆ′を算出できることが分かる。

尚、式（５）には、Ｔ２_ｂｌおよびＴ２_ｔｉｓｓが含まれているが、Ｔ１_ｂｌおよびＴ１_ｔｉｓｓは消去されているので、式（５）のｆ′は、Ｔ２値が考慮された灌流の割合を表している。一方、式（５）の係数Ａは、式（１）のモデルの灌流の割合ｆと同じであるので、係数Ａ自体は、Ｔ２値が考慮されていない灌流の割合を表している。

本形態では、式（４）および式（５）を用いて、灌流の割合ｆ′などの各種パラメータを算出する。以下に、これらのパラメータを算出するときに実行されるスキャンについて説明する。

図２は撮影部位を概略的に示す図、図３は本形態において実行されるスキャンを概略的に示す図である。

本形態では、Ｍ個のＴ２強調シーケンスＸ_１〜Ｘ_Ｍと、Ｎ個の拡散強調シーケンスＹ_１〜Ｙ_Ｎとを含むスキャンが実行される。尚、撮影部位には一般的には複数のスライスが設定されるが、本形態では、説明の便宜上、撮影部位には１枚のスライスＳＬのみが設定されているとする。

Ｍ個のＴ２強調シーケンスＸ_１〜Ｘ_Ｍは、スライスＳＬのＴ２強調画像Ｔ２ＷＩ_１〜Ｔ２ＷＩ_Ｍを取得するためのシーケンスである。Ｍ個のＴ２強調シーケンスＸ_１〜Ｘ_Ｍは、エコー時間ＴＥが異なるように設定されている。図３では、Ｍ個のＴ２強調シーケンスＸ_１〜Ｘ_Ｍのエコー時間は、それぞれ、符号ＴＥ_１〜ＴＥ_Ｍで示されている。Ｍ個のＴ２強調シーケンスＸ_１〜Ｘ_Ｍにより得られるＴ２強調画像Ｔ２ＷＩ_１〜Ｔ２ＷＩ_Ｍは、Ｔ２マップ（後述する図６参照）を作成するときに使用される。また、Ｍ個のＴ２強調シーケンスＸ_１〜Ｘ_Ｍのうちのα番目のＴ２強調シーケンスＸ_αにより得られるＴ２強調画像Ｔ２ＷＩ_αは、Ｄマップ、Ｄ^＊マップ、およびＡマップ（後述する図８参照）を作成するときに使用される。これらのマップの作成方法については、後で詳しく説明する。

拡散強調シーケンスＹ_１〜Ｙ_Ｎは、スライスＳＬの拡散強調画像ＤＷＩ_１〜ＤＷＩ_Ｎを取得するためのシーケンスである。拡散強調シーケンスＹ_１〜Ｙ_Ｎは、拡散強調された画像を得るためのＭＰＧ（Motion Probing Gradient）を有している。本形態では、拡散強調シーケンスＹ_１〜Ｙ_Ｎは、それぞれ、ＭＰＧの強さを表すｂ値が、ｂ＝ｂ_１〜ｂ_Ｎに設定されている。拡散強調シーケンスＹ_１〜Ｙ_Ｎのエコー時間ＴＥは、Ｔ２強調シーケンスＸ_αと同じエコー時間ＴＥ_αに設定されている。

本形態では、Ｔ２強調シーケンスＸ_１〜Ｘ_Ｍおよび拡散強調シーケンスＹ_１〜Ｙ_Ｎを用いて被検体の画像が取得される。以下に、画像を取得するときのフローについて説明する。

図４は、本形態において画像を取得するときのフローの一例を示す図である。
ステップＳＴ１では、図３に示すスキャン（Ｍ個のＴ２強調シーケンスＸ_１〜Ｘ_Ｍと、Ｎ個の拡散強調シーケンスＹ_１〜Ｙ_Ｎ）が実行される。図３に示すスキャンにより、Ｍ個のＴ２強調画像Ｔ２ＷＩ_１〜Ｔ２ＷＩ_Ｍと、Ｎ個の拡散強調画像ＤＷＩ_１〜ＤＷＩ_Ｎとが取得される。スキャンが終了した後、ステップＳＴ２に進む。

ステップＳＴ２では、Ｔ２マップを作成する。以下に、Ｔ２マップの作成手順の一例について説明する。

本形態では、ＴＥが大きくなるに伴い信号値が指数関数的に減衰するモデルを用いてＴ２マップを求める。このモデルは、Ｔ２を用いて以下の式で表される。

式のｌｏｇをとると、以下の式が得られる。

以下に、式（７）のモデルを用いてＴ２マップを作成する方法について説明する。

図５および図６は、Ｔ２マップを作成するときの説明図である。
第１の算出手段８１（図１参照）は、先ず、Ｔ２強調画像Ｔ２ＷＩ_１〜Ｔ２ＷＩ_Ｍの体内領域と体外領域とを区別する。体外領域のピクセルのピクセル値は、体内領域のピクセルのピクセル値よりも十分に小さいので、ピクセル値の違いから、体外領域と体内領域とを区別することができる。

次に、第１の算出手段８１は、Ｔ２強調画像Ｔ２ＷＩ_１〜Ｔ２ＷＩ_Ｍの体内領域から、同一の位置におけるピクセルの信号値を取り出す。図５に、取り出された信号値を概略的に示す。図５では、Ｔ２強調画像Ｔ２ＷＩ_１〜Ｔ２ＷＩ_Ｍの同一の位置におけるピクセルとしてピクセルＰ_ｉを考える。第１の算出手段８１は、Ｔ２強調画像Ｔ２ＷＩ_１〜Ｔ２ＷＩ_ＭのピクセルＰ_ｉの信号値ｖ_ｉ１〜ｖ_ｉＭを取り出す。

第１の算出手段８１は、取り出した信号値ｖ_ｉ１〜ｖ_ｉＭに基づいて、式（７）で表される信号モデルのフィッティングを行い、信号値ｖ_ｉ１〜ｖ_ｉＭに最もよく当てはまる式（７）のＴ２を算出する。図６に、式（７）で表される信号モデルをフィッティングした後の様子を概略的に示す。図６では、信号値ｖ_ｉ１〜ｖ_ｉＭに最もよく当てはまるＴ２を、Ｔ２＝Ｔ２_ｉで示してある。

このようにして計算されたＴ２＝Ｔ２_ｉが、スライスＳＬのＴ２マップにおけるピクセルＰ_ｉのＴ２値として採用される。

図５および図６には、ピクセルＰ_ｉのＴ２値を求める方法が示されているが、体内領域に含まれる他のピクセルのＴ２も、同様の方法で求めることができる。したがって、スライスＳＬのＴ２マップを求めることができる。本形態では、Ｔ２マップを作成するために、Ｍ個のＴ２強調シーケンスが実行されているが、Ｍの値は、２以上であればよい。ＴＥが異なる２個以上のＴ２強調シーケンスを実行することにより、Ｔ２マップを作成することができる。

尚、Ｔ２強調画像Ｔ２ＷＩ_１〜Ｔ２ＷＩ_Ｍの各ピクセルは、ピクセルの位置に応じて、血液のみを含む場合もあれば、血液以外の実質組織のみを含む場合もあり、更には、血液と実質組織との両方の成分を含む場合もある。しかし、大部分のピクセルは、血液よりも実質組織の占める割合がかなり大きいので、フィッティングにより求められた各ピクセルのＴ２値は、実質組織のＴ２値に十分に近い値と考えることができる。したがって、本形態では、Ｔ２マップの各ピクセルのＴ２値は、実質組織のＴ２値であると推定する。
Ｔ２マップを求めた後、ステップＳＴ３に進む。

ステップＳＴ３では、拡散係数Ｄのマップ（Ｄマップ）、拡散係数Ｄ^＊のマップ（Ｄ^＊マップ）、係数Ａのマップ（Ａマップ）を作成する。

図７および図８は、Ｄマップ、Ｄ^＊マップ、およびＡマップを求めるときの説明図である。
第２の算出手段８２（図１参照）は、ＴＥ＝ＴＥ_αのＴ２強調画像Ｔ２ＷＩ_αの体内領域と、Ｎ個の拡散強調画像ＤＷＩ_１〜ＤＷＩ_Ｎの体内領域から、同一の位置におけるピクセルの信号値を取り出す。図７に、取り出された信号値を概略的に示す。図７では、同一の位置におけるピクセルとしてピクセルＰ_ｉを考える。第２の算出手段８２は、Ｔ２強調画像Ｔ２ＷＩ_αのピクセルＰ_ｉの信号値ｖ_ｉαと、Ｎ個の拡散強調画像ＤＷＩ_１〜ＤＷＩ_ＮのピクセルＰ_ｉの信号値ｗ_ｉ１〜ｗ_ｉＮを取り出す。尚、拡散強調画像ＤＷＩ_１〜ＤＷＩ_Ｎのエコー時間ＴＥは、Ｔ２強調画像Ｔ２ＷＩ_αと同じエコー時間ＴＥ＝ＴＥ_αであるので、これらの信号値ｖ_ｉαおよびｗ_ｉ１〜ｗ_ｉＮは、同じエコー時間ＴＥで取得された信号値である。これらの信号値ｖ_ｉαおよびｗ_ｉ１〜ｗ_ｉＮを取り出した後、式（４）のモデルを用いてＤ、Ｄ^＊、およびＡを求める。

第２の算出手段８２は、信号値ｖ_ｉαおよびｗ_ｉ１〜ｗ_ｉＮを用いて式（４）のフィッティングを行い、信号値ｖ_ｉαおよびｗ_ｉ１〜ｗ_ｉＮに最もよく当てはまる式（４）のＤ、Ｄ^＊、およびＡを算出する。図８には、フィッティングにより算出されたＤ、Ｄ^＊、およびＡを概略的に示す。フィッティングにより、ＤマップのピクセルＰ_ｉにおけるＤ値、Ｄ^＊マップのピクセルＰ_ｉにおけるＤ^＊値、およびＡマップのピクセルＰ_ｉにおけるＡ値を求めることができる。

図７および図８には、ピクセルＰ_ｉにおけるＤ、Ｄ^＊、およびＡを求める方法が示されているが、体内領域に含まれる他のピクセルのＤ、Ｄ^＊、およびＡも、同様の方法で求めることができる。したがって、スライスＳＬのＤマップ、Ｄ^＊マップ、およびＡマップを求めることができる。
これらのマップを作成した後、ステップＳＴ４に進む。

ステップＳＴ４では、式（５）に基づいて、灌流の割合ｆ′のマップ（ｆ′マップ）を作成する。

図９は、ｆ′マップの作成方法の説明図である。
式（５）のＡ、ＴＥ、Ｔ２_ｂｌ、Ｔ２_ｔｉｓｓの値が分かれば、灌流の割合ｆ′を求めることができる。ＡはステップＳＴ３で算出されており、ＴＥは拡散強調シーケンスＹ１〜Ｙ_Ｎで使用されているＴＥ値（ＴＥ_α）である。したがって、Ｔ２_ｂｌおよびＴ２_ｔｉｓｓの値が決まれば、灌流の割合ｆ′を求めることができる。本形態では、Ｔ２_ｂｌは、文献などで開示されている血液のＴ２値を採用している。例えば、Ｔ２_ｂｌ＝２９０ｍｓである。一方、Ｔ２_ｔｉｓｓの値は、ステップＳＴ２で求めたＴ２マップに基づいて決定している。以下に、Ｔ２_ｔｉｓｓの値の決定方法について説明する。

第３の算出手段８３（図１参照）は、Ｔ２マップのピクセルＰ_ｉにおけるＴ２値（Ｔ２_ｉ）をＴ２_ｔｉｓｓの値として採用するか否かを判断する。この判断は、Ｔ２マップのＴ２値をＴ２_ｔｉｓｓとして採用するか否かを判断するための閾値ＴＨを用いて行われる。閾値ＴＨは、スライスＳＬ内の実質組織が取り得るＴ２値の最大値に設定されている。第３の算出手段８３は、Ｔ２マップのピクセルＰ_ｉにおけるＴ２_ｉを閾値ＴＨと比較し、その比較結果に基づいて、Ｔ２_ｔｉｓｓの値として採用するか否かを判断する。肝臓およびその周辺の部位に含まれる実質組織のＴ２値は、大よそ１０ｍｓ〜１００ｍｓの範囲内に含まれると考えられるので、閾値ＴＨの値は、例えば、ＴＨ＝１５０ｍｓとすることができる。Ｔ２_ｉ＜ＴＨが成り立つ場合（ｙｅｓ）、Ｔ２マップのピクセルＰ_ｉにおけるＴ２_ｉは、実質組織が取り得るＴ２値の範囲に含まれているので、第３の算出手段８３は、Ｔ２マップのピクセルＰ_ｉのＴ２_ｉ値を、Ｔ２_ｔｉｓｓの値として採用すると判断する。一方、Ｔ２_ｉ＜ＴＨが成り立たない場合（ｎｏ）、Ｔ２マップのピクセルＰ_ｉにおけるＴ２_ｉは、実質組織が取り得るＴ２値の範囲から外れているので、第３の算出手段８３は、Ｔ２マップのピクセルＰ_ｉにおけるＴ２_ｉは、Ｔ２_ｔｉｓｓの値として採用しないと判断する。Ｔ２_ｉをＴ２_ｔｉｓｓの値として採用しない場合、Ｔ２_ｉの代わりに、閾値ＴＨよりも小さい別の値Ｔ２_ｒを、Ｔ２_ｔｉｓｓの値として採用する。Ｔ２_ｒの値は、スライスＳＬに含まれる実質組織のＴ２値の平均値（例えば、６０ｍｓ）とすることができる。また、撮影対象として肝臓を重視している場合は、肝臓のＴ２値（約５０ｍｓ）をＴ２_ｒの値として採用してもよい。

したがって、Ａ、ＴＥ、Ｔ２_ｂｌ、Ｔ２_ｔｉｓｓが決まるので、ｆ′を求めることができる。図９には、ピクセルＰ_ｉのｆ′を求める方法が示されているが、体内領域に含まれる他のピクセルのｆ′も、同様の方法で求めることができる。
ｆ′マップを作成した後フローを終了する。

本形態では、Ｔ２強調シーケンスＸ_１〜Ｘ_ＭによりＴ２マップを得た後（ステップＳＴ２）、Ｔ２強調シーケンスＸ_αおよびＮ個の拡散強調画像ＤＷＩ_１〜ＤＷＩ_Ｎによって、Ａマップ（Ｔ２値が考慮されていない灌流の割合のマップ）を得ている（ステップＳＴ３）。そして、Ｔ２マップとＡマップとに基づいて、Ｔ２値が考慮された灌流の割合ｆ′のマップ（ｆ′マップ）を作成している（ステップＳＴ４）。したがって、推定誤差の小さい灌流の割合を求めることができる。

また、本形態では、Ｔ１値を求める必要はないので、Ｔ１値を求めるためのスキャンを実行する必要がない。したがって、スキャン時間の延長をできるだけ小さくすることができる。

尚、本形態では、血流のＴ２_ｂｌには、事前に決められた固定値（例えば、文献値２９０ｍｓ）が採用されているので、被検体に関わらず、同じＴ２_ｂｌの値で灌流の割合ｆ′が算出される。したがって、Ｔ２_ｂｌを固定値とすることが、灌流の割合ｆ′の推定誤差にどの程度の影響を与えるかが問題となる。しかし、画像の大部分のピクセルは、血液よりも実質組織の占める割合がかなり大きいと考えられるので、Ｔ２ｂｌの値を固定値としても、灌流の割合ｆ′の推定誤差は十分に小さくできると考えられる。

次に、式（５）を用いて計算される灌流の割合ｆ′の値を、通常のＩＶＩＭモデルを用いて計算される灌流の割合ｆ（式（１）参照）の値と比較するために、シミュレーションを行った。以下に、シミュレーション結果について説明する。

図１０は、シミュレーション結果を示す図である。
図１０には、２つの灌流の割合の比ｆ′／ｆを表す２つのグラフが示されている。図１０（ａ）は、ＴＥ＝６０ｍｓのときのｆ′／ｆをグレースケールで表したグラフの一例であり、グラフの横軸はＴ２値、縦軸は灌流の割合ｆ（％）を表している。図１０（ｂ）は、Ｔ２＝４６ｍｓのときのｆ′／ｆをグレースケールで表したグラフの一例であり、グラフの横軸はＴＥ値、縦軸は灌流の割合ｆ（％）を表している。

図１０（ａ）より、ｆの値が小さく且つＴ２値が小さい場合、比ｆ′／ｆが低くなることがわかる。また、図１０（ｂ）より、ｆの値が小さく且つＴＥ値が大きい場合、比ｆ′／ｆが低くなることがわかる。したがって、グラフ中の○で囲った領域は、Ｔ２を考慮して灌流の割合を算出した効果が大きく表れていることが分かる。

２ マグネット
３ テーブル
３ａ クレードル
４ 受信コイル
５ 送信器
６ 勾配磁場電源
７ 受信器
８ 制御部
９ 操作部
１０ 表示部
１１ 被検体
２１ ボア
２２ 超伝導コイル
２３ 勾配磁場コイル
２４ ＲＦコイル
１００ ＭＲ装置

Claims (6)

1. 異なるエコー時間を有する複数のＴ２強調シーケンスと、異なるｂ値を有する複数の拡散強調シーケンスとを実行するスキャン手段と、
   前記複数のＴ２強調シーケンスにより得られた複数のＴ２強調画像に基づいて、Ｔ２値を算出する第１の算出手段と、
   前記複数のＴ２強調画像のうちの第１のＴ２強調画像と、前記複数の拡散強調シーケンスにより得られた複数の拡散強調画像とに基づいて、Ｔ２値が考慮されていない灌流の割合を算出する第２の算出手段と、
   前記第１の算出手段により算出されたＴ２値と、前記第２の算出手段により算出された灌流の割合とに基づいて、Ｔ２値が考慮された灌流の割合を算出する第３の算出手段と、
   を有する磁気共鳴装置。
2. 前記第３の算出手段は、
   Ｔ２値が考慮されていない灌流の割合と、Ｔ２値と、Ｔ２値が考慮された灌流の割合との関係を規定する関係式を用いて、Ｔ２値が考慮された灌流の割合を算出する、請求項１に記載の磁気共鳴装置。
3. 前記関係式は、Ｔ２値として、実質組織のＴ２値と、血液のＴ２値とを含んでおり、
   前記第３の算出手段は、
   前記実質組織のＴ２値として前記第１の算出手段が算出したＴ２値を使用し、前記血液のＴ２値として前記第１の算出手段が算出したＴ２値とは別のＴ２値を使用する、請求項２に記載の磁気共鳴装置。
4. 前記第３の算出手段は、
   前記第１の算出手段が算出したＴ２値と閾値とを比較し、その比較結果に基づいて、前記第１の算出手段が算出したＴ２値を前記実質組織のＴ２値として使用するか否かを判断する、請求項３に記載の磁気共鳴装置。
5. Ｔ２値が考慮されていない灌流の割合と、Ｔ２値が考慮された灌流の割合は、以下の式で表されるモデルを用いて算出される、請求項１〜４のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴装置。
   
6. 異なるエコー時間を有する複数のＴ２強調シーケンスにより得られた複数のＴ２強調画像に基づいて、Ｔ２値を算出する第１の算出処理と、
   前記複数のＴ２強調画像のうちの第１のＴ２強調画像と、異なるｂ値を有する複数の拡散強調シーケンスにより得られた複数の拡散強調画像とに基づいて、Ｔ２値が考慮されていない灌流の割合を算出する第２の算出処理と、
   前記第１の算出処理により算出されたＴ２値と、前記第２の算出処理により算出された灌流の割合とに基づいて、Ｔ２値が考慮された灌流の割合を算出する第３の算出処理と、
   を計算機に実行させるためのプログラム。