JP6362958B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。

従来、磁気共鳴イメージング装置によって被検体内を流れる流体を撮像する撮像法として、ＡＳＬ（Arterial Spin Labeling）と呼ばれる方法が知られている。

ＡＳＬでは、一般的に、被検体の撮像領域に流入する流体を標識化するためのラベリングパルスを印加してから所定の待ち時間が経過した後にデータを収集するラベリングモードのデータ収集と、当該流体に影響を与えない位置にラベリングパルスと同様のコントロールパルスを印加してから同じ待ち時間が経過した後にデータを収集するコントロールモードのデータ収集とが実行される。そして、ラベリングモードで収集されたデータからラベリング画像が生成され、コントロールモードで収集されたデータからコントロール画像が生成され、これらの画像を差分することで、撮像対象の流体が描出された流体画像が生成される。

米国特許第６５６４０８０号明細書

本発明が解決しようとする課題は、流体の差分画像の画質や定量性を向上させ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である。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置は、実行部と、生成部とを備える。実行部は、被検体の撮像領域に流入する流体にラベリングパルスを印加してから所定の待ち時間が経過した後にデータを収集する第１のデータ収集と、前記ラベリングパルスを印加せずにデータを収集する第２のデータ収集とを実行する。生成部は、前記第１のデータ収集によって収集された第１のデータと前記第２のデータ収集によって収集された第２のデータとを用いて差分画像を生成する。ここで、生成部は、前記待ち時間と前記流体の縦緩和時間との関係に応じて、異なる差分方式で前記差分画像を生成する。

図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。 図２は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の詳細な構成例を示す図である。 図３は、第１の実施形態に係る撮像条件設定部によって設定される差分方式のモードを説明するための図である。 図４は、第１の実施形態に係るＡＳＬのラベリングモードで実行されるパルスシーケンスの一例を示す図である。 図５は、第１の実施形態に係るＡＳＬのコントロールモードで実行されるパルスシーケンスの一例を示す図である。 図６は、第１の実施形態に係るＡＳＬのコントロールモードで実行されるパルスシーケンスの他の例を示す図である。 図７は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われる流体撮像の流れを示すフローチャートである。 図８は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われる流体撮像の一例を示す図（１）である。 図９は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われる流体撮像の一例を示す図（２）である。 図１０は、第１の実施形態の第１の変形例に係る流体撮像の一例を示す図である。 図１１は、第１の実施形態の第２の変形例に係る流体撮像の一例を示す図である。 図１２は、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われる流体撮像の流れを示すフローチャートである。 図１３は、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われる流体撮像の一例を示す図である。

以下では添付図面を参照して、ＭＲＩ装置の実施形態を説明する。

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。図１に示すように、ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１１と、傾斜磁場コイル１２と、送信コイル１３と、受信コイル１４と、架台１５と、傾斜磁場電源２１と、送信部２２と、受信部２３とを備える。また、ＭＲＩ装置１００は、寝台装置３１と、寝台制御部３２と、計算機システム４０とを備える。

静磁場磁石１１は、中空の円筒形状に形成された磁石であり、円筒内部の空間に一様な静磁場Ｂ_０を発生する。例えば、静磁場磁石１１は、永久磁石や超伝導磁石などである。

傾斜磁場コイル１２は、中空の円筒形状に形成されたコイルであり、円筒内部の空間に、互いに直交するＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸それぞれの方向に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。具体的には、傾斜磁場コイル１２は、Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸それぞれの方向に沿った傾斜磁場を発生させるための３つのコイルを備える。これら３つのコイルは、傾斜磁場電源２１から個別に電流供給を受けて、物理軸の方向であるＸ軸方向、Ｙ軸方向及びＺ軸方向それぞれに沿った傾斜磁場を発生させ、各方向の傾斜磁場を合成することで、互いに直交する論理軸の方向であるリードアウト方向、位相エンコード方向、スライス選択方向それぞれに沿った傾斜磁場を任意に設定する。

ここで、リードアウト方向に設定される傾斜磁場は、リードアウト用傾斜磁場Ｇｒと呼ばれ、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。また、位相エンコード方向に設定される傾斜磁場は、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅと呼ばれ、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。また、スライス選択方向に設定される傾斜磁場は、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓと呼ばれ、任意に撮像断面を決めるために利用される。これらリードアウト用傾斜磁場Ｇｒ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ及びスライス選択用傾斜磁場Ｇｓは、静磁場Ｂ_０に重畳される。

送信コイル１３は、中空の円筒状に形成されたコイルであり、送信部２２から高周波電流の供給を受けて、円筒内部の空間に配置された被検体Ｓに高周波パルスを印加する。なお、送信コイル１３は、高周波パルスの影響によって被検体Ｓから放射される磁気共鳴信号を受信する受信コイルの機能を兼ね備えていてもよい。

受信コイル１４は、高周波パルスの影響によって被検体Ｓから放射される磁気共鳴信号を受信する。また、受信コイル１４は、受信した磁気共鳴信号を受信部２３へ出力する。なお、図１に示す受信コイル１４は頭部用の受信コイルであるが、受信コイル１４としては、例えば腹部用の受信コイルや脊椎用の受信コイルなどのように、撮像対象となる撮像部位に応じて各種の受信コイルが用いられる。

架台１５は、概略円筒形上に形成された静磁場磁石１１、傾斜磁場コイル１２、及び送信コイル１３を、それぞれの円筒の中心軸が揃うように配置して支持する。具体的には、架台１５は、静磁場磁石１１の内周側に傾斜磁場コイル１２を配置し、傾斜磁場コイル１２の内周側に送信コイル１３を配置した状態でそれぞれを支持することで、送信コイル１３の内周側に撮像空間を形成する。

傾斜磁場電源２１は、シーケンス制御部４５による制御に応じて、傾斜磁場コイル１２に電流を供給する。具体的には、傾斜磁場電源２１は、高圧発生回路や傾斜磁場アンプなどを含む。高圧発生回路は、商用交流電源から供給されるＡＣ（Alternate Current）電流を所定の電圧のＤＣ（Direct Current）電流に変換して傾斜磁場アンプに供給する。傾斜磁場アンプは、高圧発生回路から供給されるＤＣ電流を増幅して傾斜磁場コイル１２に供給する。

送信部２２は、シーケンス制御部４５による制御に応じて、ラーモア周波数に対応する高周波電流を送信コイル１３に供給する。具体的には、送信部２２は、発振部や位相選択部、周波数変換部、振幅変調部、高周波増幅器などを含む。発振部は、静磁場中における対象原子核に固有の共鳴周波数のＲＦパルスを発生する。位相選択部は、発振部によって発生したＲＦパルスの位相を選択する。周波数変換部は、位相選択部から出力された高周波パルスの周波数を変換する。振幅変調部は、周波数変換部から出力された高周波パルスの振幅を例えばｓｉｎｃ関数に従って変調する。高周波増幅器は、振幅変調部から出力された高周波パルスを増幅して送信コイル１３に供給する。

受信部２３は、シーケンス制御部４５による制御に応じて、受信コイル１４から出力される磁気共鳴信号をＡ／Ｄ（Analog-to-Digital）変換することによって生データを生成する。また、受信部２３は、生成した生データを収集部４６に送信する。具体的には、受信部２３は、選択器や前段増幅器、位相検波器、Ａ／Ｄ変換器などを含む。選択器は、受信コイル１４から出力される磁気共鳴信号を選択的に入力する。前段増幅器は、選択器から出力される磁気共鳴信号を増幅する。位相検波器は、前段増幅器から出力される磁気共鳴信号の位相を検波する。Ａ／Ｄ変換器は、位相検波器から出力されるアナログ信号をデジタル信号に変換して生データを生成する。

寝台装置３１は、被検体Ｓが撮像される際に被検体Ｓを支持する。具体的には、寝台装置３１は、被検体Ｓが置かれる天板３３と、天板３３を長手方向、短手方向及び上下方向に移動するための移動機構を有する。通常、寝台装置３１は、天板３３の長手方向が静磁場磁石１１の中心軸と平行になるように設置される。

寝台制御部３２は、計算機システム４０による制御に応じて、寝台装置３１を制御する。具体的には、寝台制御部３２は、寝台装置３１の移動機構を駆動して、天板３３を長手方向、短手方向及び上下方向に移動する。例えば、寝台制御部３２は、被検体Ｓの撮像が行われる際に、被検体Ｓが置かれた天板３３を架台１５の内部に形成された撮像空間に移動させる。

計算機システム４０は、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。具体的には、計算機システム４０は、記憶部４１と、操作部４２と、表示部４３と、制御部４４と、シーケンス制御部４５と、収集部４６と、画像再構成部４７とを有する。

記憶部４１は、収集部４６によって収集された生データや、画像再構成部４７によって生成されたスペクトラムデータ又は画像データなどを被検体Ｓごとに記憶する。

操作部４２は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける。この操作部４２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利用可能である。

表示部４３は、制御部４４による制御のもと、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を表示する。この表示部４３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。

制御部４４は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やメモリ等を有し、これらＣＰＵ及びメモリによって各種プログラムを実行することで、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。例えば、制御部４４は、操作部４２を介して操作者から撮像条件の入力を受け付け、受け付けた撮像条件に基づいてシーケンス実行データを生成する。また、例えば、制御部４４は、操作部４２を介して操作者から画像の表示要求を受け付け、要求された画像データを記憶部４１から読み出して表示部４３に表示させる。

シーケンス制御部４５は、制御部４４によって生成されるシーケンス実行データに基づいて、当該シーケンス実行データによって定義されるパルスシーケンスが実行されるように、傾斜磁場電源２１、送信部２２及び受信部２３を制御する。

ここで、シーケンス実行データとは、被検体Ｓに関する生データを収集するためのパルスシーケンスを定義した情報である。具体的には、シーケンス実行データは、傾斜磁場電源２１が傾斜磁場コイル１２に供給する電源の強さや電源を供給するタイミング、送信部２２が送信コイル１３に送信するＲＦ信号の強さやＲＦ信号を送信するタイミング、受信部２３が磁気共鳴信号を検出するタイミングなど、データ収集を行うための手順を定義した情報である。

収集部４６は、シーケンス制御部４５によってパルスシーケンスが実行された結果として、受信部２３から送信される生データを収集する。また、収集部４６は、収集した生データを被検体Ｓごとに記憶部４１に格納する。

画像再構成部４７は、記憶部４１によって記憶された生データに後処理すなわちフーリエ変換等の再構成処理を施すことで、被検体Ｓの体内における所望の核スピンのスペクトラムデータ又は画像データを生成する。また、画像再構成部４７は、生成したスペクトラムデータ又は画像データを被検体Ｓごとに記憶部４１に格納する。

以上、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成例について説明した。このような構成のもと、ＭＲＩ装置１００は、ＡＳＬによって被検体Ｓ内を流れる流体を撮像する機能を有する。

ＡＳＬでは、一般的に、被検体の撮像領域に流入する流体を標識化するためのラベリングパルスを印加してから所定の待ち時間（以下、ＴＩと表す）が経過した後にデータを収集するラベリングモードのデータ収集と、当該流体に影響を与えない位置にラベリングパルスと同様のコントロールパルスを印加してから同じＴＩが経過した後にデータを収集するコントロールモードのデータ収集とが実行される。ここで、ラベリングパルスとは、縦磁化が負の値になるＲＦパルスである。例えば、ラベリングパルスは、フリップ角が９０度より大きいＲＦパルスであり、より具体的な例としては、フリップ角が１８０度の反転パルスである。そして、ラベリングモードで収集されたデータからラベリング画像が生成され、コントロールモードで収集されたデータからコントロール画像が生成され、これらの画像を差分することで、撮像対象の流体が描出された流体画像が生成される。

ここで、従来、ラベリング画像とコントロール画像とを差分する差分方式としては、絶対値差分及び複素差分が知られている。絶対値差分は、ラベリングモードで収集されたデータ及びコントロールモードで収集されたデータそれぞれに対してフーリエ変換を行い、それにより生成された絶対値画像を差分する方法である。また、複素差分は、絶対値差分以外の差分方式であり、例えば、ラベリングモードで収集されたデータとコントロールモードで収集されたデータとを生データで差分し、それにより得られた差分データをフーリエ変換する方法である。これら２つの方法のどちらを採用するかは、ＭＲＩ装置のベンダーによって異なっている。

しかしながら、上述した絶対値差分及び複素差分には、それぞれ次のような課題がある。具体的には、ＡＳＬでは、ラベリングモードでデータ収集が行われる際には、流体の縦磁化が、ラベリングパルスが印加された時点で反転して負の値となり、その後、時間が経過するにつれて徐々に回復して正の値となる。このため、ラベリングモードでは、流体の信号値は、ラベリングパルスが印加されてから流体の縦磁化がゼロになるまでの間は負の値となり、その後は正の値となる。一方、コントロールモードでデータ収集が行われる際には、流体に影響を与えない位置にラベリングパルスと同様のコントロールパルスが印加されるため、流体の縦磁化が常に正の値となる。このため、コントロールモードでは、流体の信号値は常に正の値となる。すなわち、ＡＳＬでは、ラベリングパルスが印加されてから流体の縦磁化がゼロになるまでの間は、ラベリング画像とコントロール画像とで信号値の正負が反対となる。しかし、絶対値差分では、信号値が常に絶対値で差分されるため、ラベリングパルスが印加されてから流体の縦磁化がゼロになるまでの経過時間（以下、ｔ（null point）と表す）よりＴＩが短い場合には、差分によって得られる信号値が適切な値にならないことがある。また、例えば、複素差分では、ＴＩが長い場合に、体幹部などのように動きの影響を受けやすい部位で位相誤差によるアーチファクトが増加して、画質が劣化することがある。

これに対し、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、ＴＩがｔ（null point）より短いかｔ（null point）以上であるかに応じて、異なる差分方式で差分画像を生成する。具体的には、ＭＲＩ装置１００は、ＴＩがｔ（null point）より短い場合は複素差分を用いて差分画像を生成し、ＴＩがｔ（null point）以上である場合は絶対値差分を用いて差分画像を生成する。したがって、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００によれば、どのような待ち時間ＴＩにおいても正確かつ良好な差分画像が得られるので、流体画像の画質や定量性を向上させることができる。以下では、上述したＭＲＩ装置１００の構成例について、より詳細に説明する。

図２は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の詳細な構成例を示す図である。図２は、図１に示した計算機システム４０を示しており、さらに、計算機システム４０が有する機能部のうち、シーケンス制御部４５と、収集部４６と、画像再構成部４７と、記憶部４１と、操作部４２と、表示部４３と、制御部４４とを示している。

図２に示すように、記憶部４１は、撮像条件記憶部４１ａと、生データ記憶部４１ｂと、画像データ記憶部４１ｃとを有する。また、制御部４４は、撮像条件設定部４４ａと、表示制御部４４ｂとを有する。また、シーケンス制御部４５は、実行部４５ａを有する。また、画像再構成部４７は、生成部４７ａを有する。

記憶部４１の撮像条件記憶部４１ａは、撮像法及び撮像対象の部位に応じたプロトコルごとに定義された撮像条件を記憶する。ここでいう撮像条件には、例えば、パルスシーケンスの種類や、当該パルスシーケンスを実行するために必要な各種の撮像パラメータが含まれる。例えば、ＡＳＬによる撮像を行うための撮像条件には、ＴＩや、流体を標識化するためのラベリングパルスのフリップ角などの撮像パラメータが含まれる。

記憶部４１の生データ記憶部４１ｂは、収集部４６によって収集された生データを記憶する。画像データ記憶部４１ｃは、画像再構成部４７によって生成された画像データを記憶する。なお、収集部４６によって収集された生データは、画像データとして画像データ記憶部４１ｃに記憶されてもよい。

制御部４４の撮像条件設定部４４ａは、操作者からの指示に基づいて撮像条件を設定する。具体的には、撮像条件設定部４４ａは、操作部４２を介して、操作者からプロトコルの選択を受け付ける。また、撮像条件設定部４４ａは、選択されたプロトコルに関する撮像条件を撮像条件記憶部４１ａから取得し、取得した撮像条件に含まれる撮像パラメータに関するパラメータ値の入力を操作者から受け付ける。そして、撮像条件設定部４４ａは、入力されたパラメータ値に基づいて、選択されたプロトコルで撮像対象の部位を撮像するためのシーケンス実行データを生成する。

例えば、ＡＳＬによる撮像が行われる場合には、撮像条件設定部４４ａは、ＴＩや、流体を標識化するためのラベリングパルスのフリップ角などの入力を受け付ける。また、撮像条件設定部４４ａは、操作者によって選択されたプロトコルに基づいて撮像対象の流体を特定し、さらに、撮像対象の流体のＴ１値を特定する。例えば、撮像対象の流体のＴ１値は、あらかじめ流体の種類ごとに記憶部４１に記憶される。そして、撮像条件設定部４４ａは、特定したＴ１値に基づいてｔ（null point）を算出する。

例えば、平衡状態での縦磁化をＭ０、ラベリングパルスが印加される直前の流体の縦磁化をＭとした場合に、ｔ＝０でフリップ角がαのラベリングパルスが印加されたとすると、ｔ＝ＴＩにおけるＭｚは、以下の式（１）で表される。

Ｍｚ＝Ｍ０＋（Ｍ＊（１−（１−ｃｏｓα））−Ｍ０）＊ｅｘｐ［−ＴＩ／Ｔ１］
・・・（１）

この式（１）から、ラベリングパルスが印加されてからＭｚ＝０となるまでの経過時間であるｔ（null point）は、以下の式（２）で得られる。

ｔ（null point）＝Ｔ１＊ｌｎ（（Ｍ＊（１−（１−ｃｏｓα））−Ｍ０）／Ｍ０）
・・・（２）

例えば、撮像条件設定部４４ａは、上記式（２）によってｔ（null point）を算出する。例えば、撮像対象が血液の場合には、例えば、Ｔ１＝１７００ｍｓ、Ｍ＝Ｍ０、α＝１８０度とすると、ｔ（null point）は約１１７８ｍｓとなる。

なお、ここでは、撮像条件設定部４４ａが、操作者によって選択されたプロトコルに基づいて撮像対象の流体を特定する場合の例を説明するが、撮像対象の流体を特定する方法はこれに限られない。例えば、撮像条件設定部４４ａは、操作者から撮像対象の流体を選択するためのＧＵＩ（graphical user interface）を表示部４３に表示させ、当該ＧＵＩを介して選択された流体を撮像対象として特定してもよい。

また、ここでは、撮像条件設定部４４ａが、撮像対象の流体のＴ１値に基づいてｔ（null point）を算出する場合の例を説明したが、ｔ（null point）を算出する方法はこれに限られない。例えば、撮像条件設定部４４ａは、プリスキャンによって得られたデータに基づいてｔ（null point）を算出してもよい。この場合には、例えば、プリスキャンとして、流体を標識化するためのラベリングパルスを印加してからＴＩが経過した後にデータを収集するデータ収集が、ＴＩを変えながら複数回行われる。そして、例えば、撮像条件設定部４４ａは、複数のＴＩそれぞれで収集されたデータにおける位相補正後のリアル成分の信号強度の正負を判別することで、ｔ（null point）を算出する。

そして、撮像条件設定部４４ａは、ｔ（null point）を算出した後に、算出したｔ（null point）と操作者によって入力されたＴＩとを比較して、差分方式のモードを設定する。具体的には、撮像条件設定部４４ａは、ＴＩがｔ（null point）より短いかｔ（null point）以上であるかに応じて、異なる差分方式のモードを設定する。

図３は、第１の実施形態に係る撮像条件設定部によって設定される差分方式のモードを説明するための図である。図３は、ＡＳＬによって流体が撮像される場合の流体の縦磁化の変化を示しており、横軸は、ラベリングパルスが印加されてからの経過時間ｔを示しており、縦軸は、流体の縦磁化Ｍｚを示している。例えば、図３に示すように、撮像条件設定部４４ａは、ＴＩがｔ（null point）より短い場合は、差分方式のモードを複素差分モードに設定し、ＴＩがｔ（null point）以上である場合は、差分方式のモードを絶対値差分モードに設定する。ここで、複素差分モードは、複素差分により差分画像を生成するモードであり、絶対値差分モードは、絶対値差分により差分画像を生成するモードである。

図２に戻って、制御部４４の表示制御部４４ｂは、生成部４７ａによって生成される流体画像を表示部４３に表示させる。具体的には、表示制御部４４ｂは、生成部４７ａによって流体画像が生成されると、生成された流体画像を画像データ記憶部４１ｃから読み出して表示部４３に表示させる。

シーケンス制御部４５の実行部４５ａは、撮像条件設定部４４ａによって生成されたシーケンス実行データに従って傾斜磁場電源２１、送信部２２及び受信部２３を制御することで、当該シーケンス実行データによって定義されるパルスシーケンスを実行する。

例えば、ＡＳＬによる撮像が行われる場合には、実行部４５ａは、撮像条件設定部４４ａによって生成されたＡＳＬのシーケンス実行データに基づいて、ラベリングモードのデータ収集とコントロールモードのデータ収集とを実行する。ここで、ラベリングモードは、被検体Ｓの撮像領域に流入する流体を標識化するためのラベリングパルスを印加してからＴＩが経過した後にデータを収集するモードである。また、コントロールモードは、被検体Ｓの撮像領域に流入する流体に影響を与えない位置に、ラベリングパルスによって生じたＭＴ効果を相殺するように、ラベリングパルスと同様のコントロールパルスを印加してから同じＴＩが経過した後にデータを収集するモードである。なお、ＭＴ効果は相殺されなくとも、各モードで得られた画像を差分することは可能である。そのため、コントロールモードでは、コントロールパルスを印加せずにデータを収集してもよい。

図４は、第１の実施形態に係るＡＳＬのラベリングモードで実行されるパルスシーケンスの一例を示す図である。例えば、図４に示すように、ラベリングモードで実行されるパルスシーケンスでは、ラベリングパルス１０１を印加してからＴＩが経過した後に、読み出しシーケンス１０２が実行される。なお、ラベリングパルス１０１が印加される前に、サチュレーションパルスなどの各種のプリパルスが印加される場合もある。

ここで、読み出しシーケンス１０２は、励起用のＲＦパルスを印加してから磁気共鳴信号を取得するまでのデータ収集用のシーケンスである。例えば、読み出しシーケンスは、ＧＲＥ（Gradient Echo）系のシーケンス、ＳＥ（Spin Echo）系のシーケンス、ＳＳＦＰ（Steady State Free Precession）系のシーケンスなどである。

図５は、第１の実施形態に係るＡＳＬのコントロールモードで実行されるパルスシーケンスの一例を示す図である。例えば、図５に示すように、コントロールモードで実行されるパルスシーケンスでは、コントロールパルス１１１を印加してから、ラベリングモードにおけるＴＩと同じ長さのＴＩが経過した後に、読み出しシーケンス１１２が実行される。なお、ラベリングモードでサチュレーションパルスなどの各種のプリパルスが印加される場合には、コントロールモードでも同じプリパルスが印加される。また、コントロールモードにおける読み出しシーケンス１１２は、ラベリングモードにおける読み出しシーケンス１０２と同じものである。

図６は、第１の実施形態に係るＡＳＬのコントロールモードで実行されるパルスシーケンスの他の例を示す図である。例えば、図６に示すように、コントロールモードでは、コントロールパルスを印加せずに、所定のタイミングからラベリングモードにおけるＴＩと同じ長さのＴＩが経過した後に、読み出しシーケンスが実行されてもよい。ここで、読み出しシーケンスが実行されるタイミングは、所定のタイミングとＴＩとから定められるのではなく、任意の時点でもよい。例えば、ラベリングモードでサチュレーションパルスなどの各種のプリパルスが印加される場合には、同じプリパルスが印加されてから、ラベリングモードにおいてプリパルスが印加されてから読み出しシーケンスが開始されるまでの時間と同じ時間が経過した後に、読み出しシーケンス１１２が実行される。

なお、複数の差分画像を得るために、ラベリングモード及びコントロールモードが複数回実行される場合には、例えば、各モードは、被検体Ｓに取り付けられた心電計から出力されるＥＣＧ（Electrocardiogram）信号や、被検体Ｓに取り付けられた脈波計から出力される脈波信号、制御部４４が有するＣＰＵが発生するクロック数に基づいて周期的に生成される制御信号に同期させて実行される。また、１つの画像を生成するために必要な生データが複数回に分けて収集される場合には、ラベリングモードとコントロールモードとが交互に実行されてもよい。

画像再構成部４７の生成部４７ａは、ラベリングモードのデータ収集によって収集されたデータとコントロールモードのデータ収集によって収集されたデータとを用いて差分画像を生成することで、撮像対象の流体が描出された流体画像を生成する。ここで、生成部４７ａは、ＴＩが経過時間ｔ（null point）より短いか経過時間ｔ（null point）以上であるかに応じて、異なる差分方式で差分画像を生成する。

具体的には、生成部４７ａは、撮像条件設定部４４ａによって複素差分モードが設定されていた場合、すなわちＴＩがｔ（null point）より短い場合は、ラベリングモードで収集された生データとコントロールモードで収集された生データとを差分して差分データを生成し、生成した差分データをフーリエ変換することで差分画像を生成する。また、生成部４７ａは、撮像条件設定部４４ａによって絶対値差分モードが設定されていた場合、すなわちＴＩがｔ（null point）以上である場合は、ラベリングモードで収集された生データをフーリエ変換して第１の絶対値画像を生成し、コントロールモードで収集された生データをフーリエ変換して第２の絶対値画像を生成し、それぞれの絶対値画像を差分することで差分画像を生成する。そして、生成部４７ａは、生成した差分画像を流体画像として画像データ記憶部４１ｃに格納する。

図７は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われる流体撮像の流れを示すフローチャートである。図７に示すように、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、操作者からＡＳＬの撮像を開始する指示を受け付けた場合に（ステップＳ１０１，Ｙｅｓ）、以下に示す処理を実行する。

まず、撮像条件設定部４４ａが、撮像対象の流体を特定し（ステップＳ１０２）、さらに、ＴＩを取得する（ステップＳ１０３）。その後、撮像条件設定部４４ａは、撮像対象の流体のＴ１値に基づいてｔ（null point）を算出し（ステップＳ１０４）、ＴＩがｔ（null point）より短いかｔ（null point）以上であるかを判定する（ステップＳ１０５）。

そして、ＴＩがｔ（null point）より短い場合には（ステップＳ１０５，Ｙｅｓ）、撮像条件設定部４４ａは、差分方式のモードを複素差分モードに設定する（ステップＳ１０６）。一方、ＴＩがｔ（null point）以上である場合には（ステップＳ１０５，Ｎｏ）、撮像条件設定部４４ａは、差分方式のモードを絶対値差分モードに設定する（ステップＳ１０７）。

続いて、実行部４５ａが、ラベリングモードのデータ収集を実行し（ステップＳ１０８）、その後、コントロールモードのデータ収集を実行する（ステップＳ１０９）。なお、実行部４５ａは、コントロールモードのデータ収集を実行した後にラベリングモードのデータ収集を実行してもよい。

続いて、生成部４７ａが、差分方式のモードとして複素差分モードが設定されていた場合には（ステップＳ１１０，Ｙｅｓ）、ラベリングモードで収集された生データとコントロールモードで収集された生データとを差分して差分データを生成する（ステップＳ１１１）。その後、生成部４７ａは、生成した差分データをフーリエ変換することで差分画像を生成する（ステップＳ１１２）。

一方、生成部４７ａは、差分方式のモードとして絶対値差分モードが設定されていた場合には（ステップＳ１１０，Ｎｏ）、ラベリングモードで収集された生データをフーリエ変換して第１の絶対値画像を生成する（ステップＳ１１３）。また、生成部４７ａは、コントロールモードで収集された生データをフーリエ変換して第２の絶対値画像を生成する（ステップＳ１１４）。その後、生成部４７ａは、第１の絶対値画像と第２の絶対値画像とを差分することで差分画像を生成する（ステップＳ１１５）。

その後、表示制御部４４ｂが、生成部４７ａによって生成された差分画像を流体画像として表示部４３に表示させる（ステップＳ１１６）。

このように、本実施形態では、ＴＩがｔ（null point）より短い場合には、生成部４７ａによって、ラベリングモードで収集された生データとコントロールモードで収集された生データとから差分データが生成され、生成された差分データから差分画像が生成される。すなわち、この場合には、複素差分により差分画像が生成される。また、ＴＩがｔ（null point）以上である場合には、生成部４７ａによって、ラベリングモードで収集された生データから第１の絶対値画像が生成され、コントロールモードで収集された生データから第２の絶対値画像が生成され、それぞれの絶対値画像から差分画像が生成される。すなわち、この場合には、絶対値差分により差分画像が生成される。

図８及び９は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われる流体撮像の一例を示す図である。なお、ここでは、撮像対象が血液である場合の例を説明するが、撮像対象の流体は血液に限られない。例えば、本実施形態は、脳脊髄液（cerebrospinal fluid：ＣＳＦ）や胆汁、リンパ液が撮像対象である場合でも同様に適用可能である。

図８に示すように、例えば、撮像対象の流体が血液であった場合には、撮像条件設定部４４ａは、ｔ（null point）＝１１７８ｍｓを算出する。ここで、例えば、ＴＩ＝８００ｍｓであった場合には、撮像条件設定部４４ａは、ＴＩ＜ｔ（null point）であるので、差分方式のモードとして複素差分モードを設定する。

そして、実行部４５ａが、ラベリングモードのデータ収集を実行し、これにより、収集部４６が生データ５１（Ａ，Ｂを実数とした場合に、複素数Ａ＋ｉＢで表される複素データ）を収集する。続いて、実行部４５ａは、コントロールモードのデータ収集を実行し、これにより、収集部４６が生データ５２（Ｃ，Ｄを実数とした場合に、複素数Ｃ＋ｉＤで表される複素データ）を収集する。そして、生成部４７ａが、生データ５１と生データ５２とを差分（複素差分Ａ−Ｃ＋ｉ（Ｂ−Ｄ））して差分データ５３を生成し、さらに、差分データ５３をフーリエ変換して絶対値画像５４（実データＳ）とすることで、血流画像となる差分画像を生成する。

一方、例えば、図９に示すように、ＴＩ＝２４００ｍｓであった場合には、撮像条件設定部４４ａは、ＴＩ≧ｔ（null point）であるので、差分方式のモードとして絶対値差分モードを設定する。

そして、実行部４５ａが、ラベリングモードのデータ収集を実行し、これにより、収集部４６が生データ６１（複素データＡ＋ｉＢ）を収集し、生成部４７ａが、生データ６１をフーリエ変換して絶対値画像６３（実データＳ１）を生成する。続いて、実行部４５ａは、コントロールモードのデータ収集を実行し、これにより、収集部４６が生データ６２（複素データＣ＋ｉＤ）を収集し、生成部４７ａが、生データ６２をフーリエ変換して絶対値画像６４（実データＳ２）を生成する。そして、生成部４７ａが、絶対値画像６３と絶対値画像６４とを差分（絶対値差分Ｓ２−Ｓ１）することで、血流画像となる差分画像６５を生成する。

なお、差分前には、静止部（背景）の組織には、最終的に必要な流体以外の成分（例えば、脂肪や実質臓器など）、すなわち、Ｔ１値が異なる複数の成分が存在する。しかし、ラベリングモードで収集された生データから生成された画像とコントロールモードで収集された生データから生成された画像とでは、静止部の信号値はほぼ同一の大きさなので、これらの画像を差分することによって静止部が消え、流体成分のみが残ることになる。このため、単一のＴ１に基づくt(null point)のみを想定すればよいのである。

上述したように、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００によれば、ＴＩがｔ（null point）より短い場合は、生データを差分した差分データをフーリエ変換することで差分画像が生成され、ＴＩがｔ（null point）以上である場合は、生データをフーリエ変換した絶対値画像を差分することで差分画像が生成される。すなわち、第１の実施形態では、ＴＩがｔ（null point）より短い場合は複素差分で差分画像が生成され、ＴＩがｔ（null point）以上である場合は絶対値差分で差分画像が生成される。ここで、絶対値差分では、演算が簡単になるのに加え、位相補正を行わなくても動きなどによる位相差に起因する背景組織の差分誤差が低減する。また、複素差分では、磁化が反転状態でも差分が正しく算出される。このため、どのような待ち時間ＴＩにおいても、正確かつ良好な流体画像が得られる。したがって、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００によれば、流体画像の画質や定量性を向上させることができる。

なお、上述した第１の実施形態では、ＴＩがｔ（null point）より短い場合に、生データを差分した差分データをフーリエ変換することで差分画像を生成する場合の例を説明したが、ＴＩがｔ（null point）より短い場合の複素差分による差分方式はこれに限られない。以下では、ＴＩがｔ（null point）より短い場合の差分方式に関する２つの変形例を説明する。なお、ＴＩがｔ（null point）以上である場合の絶対値差分による差分方式については第１の実施形態で説明したものと同じであるので、ここでは説明を省略する。

（第１の実施形態の第１の変形例）
まず、第１の変形例として、生データをフーリエ変換して複素画像を生成した後に、生成した複素画像を差分することで差分画像を生成する場合の例を説明する。

具体的には、生成部４７ａは、撮像条件設定部４４ａによって複素差分モードが設定されていた場合、すなわちＴＩがｔ（null point）より短い場合に、ラベリングモードで収集された生データをフーリエ変換して第１の複素画像を生成し、コントロールモードで収集された生データをフーリエ変換して第２の複素画像を生成する。そして、生成部４７ａは、生成した第１の複素画像と第２の複素画像とを差分することで、血流画像となる差分画像を生成する。

図１０は、第１の実施形態の第１の変形例に係る流体撮像の一例を示す図である。図１０に示すように、例えば、撮像対象の流体が血液であった場合には、撮像条件設定部４４ａは、ｔ（null point）＝１１７８ｍｓを算出する。ここで、例えば、ＴＩ＝８００ｍｓであった場合には、撮像条件設定部４４ａは、ＴＩ＜ｔ（null point）であるので、差分方式のモードとして複素差分モードを設定する。

そして、実行部４５ａが、ラベリングモードのデータ収集を実行し、これにより、収集部４６が生データ７１（複素データＡ＋ｉＢ）を収集する。その後、生成部４７ａが、生データ７１をフーリエ変換して、リアル（real）成分の画像であるリアル画像（Ｒ１）と、イマジナリ（imaginary）成分の画像であるイマジナリ画像（Ｉ１）とを生成し、さらに、リアル画像及びイマジナリ画像から複素画像７３（Ｒ１＋ｉＩ１）を生成する。

続いて、実行部４５ａは、コントロールモードのデータ収集を実行し、これにより、収集部４６が生データ７２（複素データＣ＋ｉＤ）を収集する。その後、生成部４７ａが、生データ７２をフーリエ変換して、リアル（real）成分の画像であるリアル画像（Ｒ２）と、イマジナリ（imaginary）成分の画像であるイマジナリ画像（Ｉ２）とを生成し、さらに、リアル画像及びイマジナリ画像から複素画像７４（Ｒ２＋ｉＩ２）を生成する。

そして、生成部４７ａが、複素画像７３と複素画像７４とを差分（Ｒ１−Ｒ２＋ｉ（Ｉ１−Ｉ２））して差分データを生成し、その絶対値画像７５（実データＳ）を生成することで、血流画像となる差分画像を生成する。なお、このとき、必ずしも差分画像は絶対値画像でなくてもよい。例えば、位相エラーが無い又は補正されていれば、差分によって符号が維持された画像が得られるので、撮像領域の両側に流体の流れがあり、両側にラベリングパルスが印加されていれば、流体の流れの方向が分かる。

（第１の実施形態の第２の変形例）
次に、第２の変形例として、生データをフーリエ変換してリアル画像を生成した後に、生成したリアル画像を差分することで差分画像を生成する場合の例を説明する。

具体的には、生成部４７ａは、撮像条件設定部４４ａによって複素差分モードが設定されていた場合、すなわちＴＩがｔ（null point）より短い場合に、ラベリングモードで収集された生データをフーリエ変換して第１のリアル画像を生成し、コントロールモードで収集された生データをフーリエ変換して第２のリアル画像を生成する。

なお、生成部４７ａは、ラベリングモードで収集された生データにおける位相成分をゼロとして換算して第１のリアル画像を生成し、コントロールモードで収集された生データにおける位相成分をゼロとして換算して第２のリアル画像を生成する。そして、生成部４７ａは、生成した第１のリアル画像と第２のリアル画像とを差分することで、血流画像となる差分画像を生成する。

図１１は、第１の実施形態の第２の変形例に係る流体撮像の一例を示す図である。図１１に示すように、例えば、撮像対象の流体が血液であった場合には、撮像条件設定部４４ａは、ｔ（null point）＝１１７８ｍｓを算出する。ここで、例えば、ＴＩ＝８００ｍｓであった場合には、撮像条件設定部４４ａは、ＴＩ＜ｔ（null point）であるので、差分方式のモードとして複素差分モードを設定する。

そして、実行部４５ａが、ラベリングモードのデータ収集を実行し、これにより、収集部４６が生データ８１（複素データＡ＋ｉＢ）を収集する。その後、生成部４７ａが、生データ８１をフーリエ変換して、リアル（real）成分の画像であるリアル画像８３（Ｒ１）を生成する。続いて、実行部４５ａは、コントロールモードのデータ収集を実行し、これにより、収集部４６が生データ８２（複素データＣ＋ｉＤ）を収集する。その後、生成部４７ａが、生データ８２をフーリエ変換して、リアル（real）成分の画像であるリアル画像８４（Ｒ２）を生成する。

そして、生成部４７ａが、リアル画像８３とリアル画像８４とを差分（リアル差分Ｒ１−Ｒ２）することで、血流画像となる差分画像８５を生成する。

このように、位相補正後にリアル差分を行うことで、ＴＩによる処理の切り分けを行わなくてもＳＮＲが低い流体画像においてＳＮＲが低い部分のノイズのバイアスが低減するので、全体的にＳＮＲを向上させることができる。

（第２の実施形態）
次に、第２の実施形態について説明する。上述した第１の実施形態では、ＴＩがｔ（null point）より短い場合に、複素差分によって差分画像を生成し、ＴＩがｔ（null point）以上である場合に、絶対値差分によって差分画像を生成する場合の例を説明した。これに対し、第２の実施形態では、ＴＩがｔ（null point）より短い場合に、絶対値加算によって差分画像を生成し、ＴＩがｔ（null point）以上である場合に、絶対値差分によって差分画像を生成する場合の例を説明する。

なお、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成は、基本的には図１及び２に示したものと同じであるが、撮像条件設定部４４ａ及び生成部４７ａによって行われる処理が異なる。そこで、以下では、本実施形態に係る撮像条件設定部４４ａ及び生成部４７ａによって行われる処理について説明する。

図１２は、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われる流体撮像の流れを示すフローチャートである。図１２に示すように、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、操作者からＡＳＬの撮像を開始する指示を受け付けた場合に（ステップＳ２０１，Ｙｅｓ）、以下に示す処理を実行する。

まず、撮像条件設定部４４ａが、撮像対象の流体を特定し（ステップＳ２０２）、さらに、ＴＩを取得する（ステップＳ２０３）。その後、撮像条件設定部４４ａは、撮像対象の流体のＴ１値に基づいてｔ（null point）を算出し（ステップＳ２０４）、ＴＩがｔ（null point）より短いかｔ（null point）以上であるかを判定する（ステップＳ２０５）。

そして、ＴＩがｔ（null point）より短い場合には（ステップＳ２０５，Ｙｅｓ）、撮像条件設定部４４ａは、差分方式のモードを絶対値加算モードに設定する（ステップＳ２０６）。ここで、絶対値加算モードは、絶対値を加算することで差分画像を生成するモードである。一方、ＴＩがｔ（null point）以上である場合には（ステップＳ２０５，Ｎｏ）、撮像条件設定部４４ａは、差分方式のモードを絶対値差分モードに設定する（ステップＳ２０７）。ここで、絶対値差分モードは、絶対値を差分することで差分画像を生成するモードである。

続いて、実行部４５ａが、ラベリングモードのデータ収集を実行し（ステップＳ２０８）、その後、コントロールモードのデータ収集を実行する（ステップＳ２０９）。なお、実行部４５ａは、コントロールモードのデータ収集を実行した後にラベリングモードのデータ収集を実行してもよい。

続いて、生成部４７ａが、ラベリングモードで収集された生データをフーリエ変換して第１の絶対値画像を生成し（ステップＳ２１０）、コントロールモードで収集された生データをフーリエ変換して第２の絶対値画像を生成する（ステップＳ２１１）。

そして、生成部４７ａは、差分方式のモードとして絶対値加算モードが設定されていた場合には（ステップＳ２１２，Ｙｅｓ）、第１の絶対値画像と第２の絶対値画像とを加算することで差分画像を生成する（ステップＳ２１３）。一方、生成部４７ａは、差分方式のモードとして絶対値差分モードが設定されていた場合には（ステップＳ２１２，Ｎｏ）、第１の絶対値画像と第２の絶対値画像とを差分することで差分画像を生成する（ステップＳ２１４）。

その後、表示制御部４４ｂが、生成部４７ａによって生成された差分画像を流体画像として表示部４３に表示させる（ステップＳ２１５）。

このように、本実施形態では、生成部４７ａによって、ラベリングモードで収集された生データから第１の絶対値画像が生成され、コントロールモードで収集された生データから第２の絶対値画像が生成される。そして、ＴＩがｔ（null point）より短い場合には、生成部４７ａによって、第１の絶対値画像と第２の絶対値画像とから絶対値加算によって差分画像が生成され、ＴＩがｔ（null point）以上である場合には、第１の絶対値画像と第２の絶対値画像とから絶対値差分によって差分画像が生成される。

図１３は、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われる流体撮像の一例を示す図である。なお、ＴＩがｔ（null point）以上である場合の絶対値差分による差分方式については、図９に示した絶対値差分による差分方式と同じであるので、ここでは説明を省略する。

図１３に示すように、例えば、撮像対象の流体が血液であった場合には、撮像条件設定部４４ａは、ｔ（null point）＝１１７８ｍｓを算出する。ここで、例えば、ＴＩ＝８００ｍｓであった場合には、撮像条件設定部４４ａは、ＴＩ＜ｔ（null point）であるので、差分方式のモードとして絶対値加算モードを設定する。

そして、実行部４５ａが、ラベリングモードのデータ収集を実行し、これにより、収集部４６が生データ９１（複素データＡ＋ｉＢ）を収集し、生成部４７ａが、生データ９１をフーリエ変換して絶対値画像９３（実データＳ１）を生成する。続いて、実行部４５ａは、コントロールモードのデータ収集を実行し、これにより、収集部４６が生データ９２（複素データＣ＋ｉＤ）を収集し、生成部４７ａが、生データ９２をフーリエ変換して絶対値画像９４（実データＳ２）を生成する。

そして、生成部４７ａが、ラベリングモードで収集された生データ９１から生成された絶対値画像９３における信号値の符号を反転して、コントロールモードで収集された生データ９２から生成された絶対値画像９４から差分（絶対値差分Ｓ２−（−Ｓ１））することで、血流画像となる差分画像を生成する。すなわち、生成部４７ａは、絶対値画像９３と絶対値画像９４とを加算（絶対値加算Ｓ２＋Ｓ１）することで、血流画像となる差分画像９５を生成する。

なお、従来の方法では、ＴＩ＜ｔ（null point）となる範囲では、ラベリング画像とコントロール画像とで信号値の符号の正負が反対になるため、絶対値差分では適切な差分画像が得られない場合があった。これに対し、本実施形態では、ＴＩ＜ｔ（null point）である場合に、ラベリングモードで収集された生データから生成された絶対値画像について信号値の符号が反転された後に絶対値差分が行われるので、適切な差分画像が得られる。

また、第２の実施形態において、ラベリングモードで収集された生データから生成される第１の絶対値画像、及び、コントロールモードで収集された生データから生成される第２の絶対値画像は、背景信号が無い、又は、流体成分と比較して背景信号が小さいものであることが望ましい。例えば、第２の実施形態は、肺野を撮像する場合に適用される。

また、流体成分と比較して背景信号を小さくする方法として、撮像領域に対して反転パルスを複数回印加することで、背景となる組織の信号を抑制する方法がある。この方法は、組織ごとに縦緩和時間Ｔ１が異なることを利用して、背景となる組織の縦磁化を反転パルスによって複数回反転させることで、流体の縦磁化の絶対値が十分に大きく、かつ、信号を抑制すべき組織の縦磁化の絶対値がゼロ付近とみなせる範囲内となったタイミングで、データ収集を行うものである。なお、流体の縦磁化は、ラベリングモード及びコントロールモードのそれぞれで反転するが、その差分の絶対値は、反転パルスが完全に１８０度であれば、その影響を受けず、ＴＩに応じた緩和による減衰のみになる。第２の実施形態では、このような方法を併用することで、より適切な流体画像を得ることができる。

また、絶対値画像における背景部分と流体部分とをマスク処理によって切り分け、背景部分と流体部分とで適宜に絶対値差分又は絶対値加算を行うようにしてもよい。

この場合には、生成部４７ａが、第１の絶対値画像及び第２の絶対値画像それぞれについて、マスク処理によって背景部分と流体部分とを区分けする。例えば、生成部４７ａは、流体部分が顕著に描出された画像に基づいて、流体部分の信号値のみを識別するための閾値を設定し、閾値処理によって背景部分と流体部分とを区分けする。

そして、生成部４７ａは、背景部分については、ＴＩによらずに絶対値を差分し、流体部分については、ＴＩがｔ（null point）より短い場合は絶対値を加算し、ＴＩがｔ（null point）以上である場合は絶対値を差分することで、差分画像を生成する。これにより、流体成分と比較して背景信号が大きいか小さいかにかかわらず、背景信号が精度良く消された流体画像を得ることができる。

または、生成部４７ａは、ｔ（null point）より短いＴＩで撮像された画像を用いて、信号値の符号が負となっている部分を血液部分として設定し、信号値の符号が正となっている部分を背景部分として設定することで、マスク処理を行ってもよい。

なお、上述した各実施形態では、１つのＴＩでデータを収集する場合の例を説明したが、各実施形態は、複数のＴＩでデータを収集する場合も同様に適用可能である。例えば、各実施形態は、標識化用のラベリングパルスを印加してからＴＩが経過した後にデータを収集するパターンをＴＩを変えながら複数回実行するＭＴ−ＭＩ（multi-tag/multi-TI）法で流体を撮像する場合や、標識化用のラベリングパルスを印加してから複数のＴＩごとにデータ収集を行うＳＴ−ＭＩ（single-tag/multi-TI）法で流体を撮像する場合でも、同様に適用可能である。いずれの方法でも、生成部４７ａが、ＴＩごとに差分画像を生成する際に、ＴＩがｔ（null point）より短いかｔ（null point）以上であるかに応じて差分方式を切り替えることで、流体画像となる差分画像の画質や定量性を向上させることができる。

なお、上述した各実施形態では、ＴＩがｔ（null point）より短いかｔ（null point）以上であるかに応じて差分方式を切り替える場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。前述したように、ＡＳＬでは、ＴＩがｔ（null point）より短い場合は、絶対差分では信号値が適切な値にならないことがあるため、複素差分を用いて差分画像を生成するのが望ましい。一方、ＴＩがｔ（null point）以上である場合は、複素差分では動きの影響を受けやすい部位を撮像するときに画質が劣化することがあるため、絶対差分を用いて差分画像を生成するのが望ましい。しかし、例えば、動きの影響が少ない部位を撮像する場合のように、画質の劣化がさほど問題にならないときには、ＴＩがｔ（null point）以上である場合でも、複素差分を用いることができる。

したがって、例えば、差分方式を切り替えるタイミングは、ｔ（null point）より後の時点であってもよい。その場合には、例えば、撮像条件設定部４４ａが、撮像対象の流体のＴ１値に基づいてｔ（null point）を算出した後に、ｔ（null point）に所定の時間を加算した時間ｔ（α）を算出する。そして、撮像条件設定部４４ａは、ＴＩがｔ（α）より短いかｔ（α）以上であるかに応じて、差分方式のモードを切り替える。例えば、撮像条件設定部４４ａは、ＴＩがｔ（α）より短い場合には、差分方式のモードを複素差分モードに設定し、ＴＩがｔ（α）以上である場合には、差分方式のモードを絶対値差分モードに設定する。なお、ここでいう所定の時間には、例えば、あらかじめ決められて記憶部４１に記憶された時間が用いられてもよいし、操作者から入力された時間が用いられてもよい。

また、上述した各実施形態では、被検体内を流れる流体を撮像する撮像法として、ＡＳＬを用いる場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、流体を撮像する撮像法として、他の撮像法が用いられてもよい。例えば、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ（Spatial Labeling Inversion Pulse）と呼ばれる撮像法が用いられてもよい。

Ｔｉｍｅ―ＳＬＩＰは、撮像領域とは独立に設定される標識化領域で、組織の縦磁化成分を反転させる反転パルスを流体に印加し、所定時間が経過した後に関心領域のデータを収集することで、関心領域内に流入した流体を選択的に描出する撮像法である。ここでいう所定時間は、例えば、ＢＢＴＩ（Black Blood Time to Inversion）と呼ばれる。

このようなＴｉｍｅ−ＳＬＩＰによる撮像でも、反転パルスを印加して収集されたデータと、反転パルスを印加せずに収集されたデータとを用いて、差分画像が生成される場合がある。この場合に、上述した各実施形態で説明した処理を行うことで、待ち時間すなわちＢＢＴＩと流体の縦緩和時間との関係に応じて、異なる差分方式で差分画像を生成することが可能である。

また、上述した各実施形態では、画像再構成部４７の生成部４７ａが、ラベリングモード及びコントロールモードそれぞれで収集されたデータを用いて差分画像を生成することで、流体画像を生成する場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、生成部４７ａによって最終的に生成される画像は、流体画像を解析することによって得られた結果を反映した計算画像であってもよい。

上述した少なくとも１つの実施形態に係るＭＲＩ装置によれば、流体画像の画質や定量性を向上させることができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１００ ＭＲＩ装置
４０ 計算機システム
４５ シーケンス制御部
４５ａ 実行部
４７ 画像再構成部
４７ａ 生成部

Claims (13)

1. 被検体の撮像領域に流入する流体にラベリングパルスを印加してから所定の待ち時間が経過した後にデータを収集する第１のデータ収集と、前記ラベリングパルスを印加せずにデータを収集する第２のデータ収集とを実行する実行部と、
   前記第１のデータ収集によって収集された第１のデータと前記第２のデータ収集によって収集された第２のデータとを用いて差分画像を生成する生成部と
   を備え、
   前記生成部は、前記待ち時間と前記流体の縦緩和時間との関係に応じて、異なる差分方式で前記差分画像を生成する、磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記実行部は、前記第２のデータ収集として、前記流体に影響を与えない位置に前記ラベリングパルスと同様のコントロールパルスを印加してから前記待ち時間が経過した後にデータ収集を実行する、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記実行部は、前記第２のデータ収集として、コントロールパルスを印加せずにデータ収集を実行する、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記生成部は、前記待ち時間が、前記ラベリングパルスが印加されてから前記流体の縦磁化がゼロになるまでの経過時間より短いか前記経過時間以上であるかに応じて、異なる差分方式で前記差分画像を生成する、
   請求項１、２又は３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記生成部は、
   前記待ち時間が前記経過時間より短い場合は、前記第１のデータと前記第２のデータとを差分して差分データを生成し、生成した差分データをフーリエ変換することで前記差分画像を生成し、
   前記待ち時間が前記経過時間以上である場合は、前記第１のデータをフーリエ変換して第１の絶対値画像を生成し、前記第２のデータをフーリエ変換して第２の絶対値画像を生成し、前記第１の絶対値画像と前記第２の絶対値画像とを差分することで前記差分画像を生成する、
   請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記生成部は、
   前記待ち時間が前記経過時間より短い場合は、前記第１のデータをフーリエ変換して第１の複素画像を生成し、前記第２のデータをフーリエ変換して第２の複素画像を生成し、前記第１の複素画像と前記第２の複素画像とを差分することで前記差分画像を生成し、
   前記待ち時間が前記経過時間以上である場合は、前記第１のデータをフーリエ変換して第１の絶対値画像を生成し、前記第２のデータをフーリエ変換して第２の絶対値画像を生成し、前記第１の絶対値画像と前記第２の絶対値画像とを差分することで前記差分画像を生成する、
   請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記生成部は、
   前記待ち時間が前記経過時間より短い場合は、前記第１のデータをフーリエ変換して第１のリアル画像を生成し、前記第２のデータをフーリエ変換して第２のリアル画像を生成し、前記第１のリアル画像と前記第２のリアル画像とを差分することで前記差分画像を生成し、
   前記待ち時間が前記経過時間以上である場合は、前記第１のデータをフーリエ変換して第１の絶対値画像を生成し、前記第２のデータをフーリエ変換して第２の絶対値画像を生成し、前記第１の絶対値画像と前記第２の絶対値画像とを差分することで前記差分画像を生成する、
   請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記生成部は、前記第１のデータに対して位相補正を行って前記第１のリアル画像を生成し、前記第２のデータに対して位相補正を行って前記第２のリアル画像を生成する、
   請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記生成部は、
   前記第１のデータをフーリエ変換して第１の絶対値画像を生成し、前記第２のデータをフーリエ変換して第２の絶対値画像を生成し、
   前記待ち時間が前記経過時間より短い場合は、前記第１の絶対値画像と前記第２の絶対値画像とを加算することで前記差分画像を生成し、
   前記待ち時間が前記経過時間以上である場合は、前記第１の絶対値画像と前記第２の絶対値画像とを差分することで前記差分画像を生成する、
   請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記第１の絶対値画像及び前記第２の絶対値画像は、背景信号が無い、又は、流体成分と比較して背景信号が小さいものである、
    請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 前記生成部は、前記第１の絶対値画像及び前記第２の絶対値画像それぞれについて、マスク処理によって背景部分と流体部分とを区分けし、背景部分については、前記待ち時間によらずに絶対値を差分し、流体部分については、前記待ち時間が前記経過時間より短い場合は絶対値を加算し、前記待ち時間が前記経過時間以上である場合は絶対値を差分することで、前記差分画像を生成する、
    請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
12. 撮像対象の流体のＴ１値に基づいて、前記ラベリングパルスが印加されてから前記流体の縦磁化がゼロになるまでの時間を算出する設定部をさらに備え、
    前記生成部は、前記設定部によって算出された時間を前記経過時間として用いる、
    請求項４〜１１のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
13. 前記ラベリングパルスを印加してから所定の待ち時間が経過した後にデータを収集するデータ収集を前記待ち時間を変えながら複数回行うプリスキャンによって得られたデータに基づいて、前記ラベリングパルスが印加されてから前記流体の縦磁化がゼロになるまでの時間を算出する設定部をさらに備え、
    前記生成部は、前記設定部によって算出された時間を前記経過時間として用いる、
    請求項１２に記載の磁気共鳴イメージング装置。