JP6467341B2 - 磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置、画像診断装置、画像解析装置、ｍｒｉ画像作成方法およびプログラム - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置、画像診断装置、画像解析装置、ｍｒｉ画像作成方法およびプログラム Download PDF

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Description

本発明は、磁気共鳴イメージング（以下、「ＭＲＩ」という）技術に関し、特に、被検体の血流情報を取得し、その血流情報を使って血流パラメータに関する情報を表示する技術に関する。
ＭＲＩ装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生する核磁気共鳴（ＮＭＲ）信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を２次元的に或いは３次元的に画像化する装置である。撮影においては、ＮＭＲ信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたＮＭＲ信号は、２次元又は３次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。
１．５Ｔ以上の高磁場ＭＲＩでは、心臓のシネ撮像、ナビゲーター呼吸同期併用の冠動脈撮像、ブラックブラッド撮像、遅延造影や心筋パーフュージョン用の撮像プロトコルなど、循環器系の各種の撮像が実用化されている（例えば、非特許文献１参照）。また、心筋の変形挙動を確認するタギング撮像などを用い、心機能解析が行われている（例えば、非特許文献２参照）。シネ撮像で得たシネ画像を使って行う心臓機能解析ソフトは、各種商用化されている。それらは典型的には、心内壁や外壁を自動抽出し、心壁厚を自動計算する、心拍出量を自動計算する、心腔容積を自動計算する、などの機能を有している。血流については血流速度のシネ表示が可能である。
また、上記ＭＲＩ装置で造影剤を用いずに被検体の血流情報を画像化する技術として、フェイズコントラスト（ｐｈａｓｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ：ＰＣ）法が実用化されている。ＰＣ法では、速度エンコードと呼ばれる特殊な傾斜磁場パルスを印加してＭＲＩ撮像を行い、その位相情報を抽出することにより、（血流）速度に応じた信号値をもつ画像が取得される（例えば、特許文献１〜３参照）。このＰＣ法を心電ゲートもしくは脈波ゲート下で、複数の心時相で撮像することにより、シネＰＣ画像が得られる。シネＰＣ画像は、大血管や心室の血流速に応じた輝度値を持った画像である。
近年、心臓疾患診断に役立つよう、心臓や血管内の血流情報を可視化する技術の開発が進んでいる。例えば、音波診断装置における血流計測技術のｖｅｃｔｏｒ ｆｌｏｗ ｍａｐｐｉｎｇ（ＶＦＭ）などである（例えば、非特許文献３参照）。ＶＦＭでは、心筋や血管壁の運動を取り入れ、壁運動が血流に及ぼす影響を反映した画像をユーザに提示する。
高橋他、「新しい１．５ＴＭＲＩ装置Ｅｃｈｅｌｏｎに向けた技術開発」、映像情報 ＶＯＬ．３８ Ｎｏ．１４，２００６年、ｐ１１１−ｐ１１６ 中西他、「ＢＵＲＳＴ法を用いた心筋タギングの検討」、第３８回日本磁気共鳴医学会発表，２０１０年 板谷他、「ＶＭＦの原理と臨床応用―超音波による血流可視化技術が循環器診療にもたらす新たな視点」、ＩＮＮＥＲＶＩＳＩＯＮ ２６−１２、２０１１年、ｐ５−ｐ７
特開平６−２９６６００号公報 特開平７−５９７４７号公報 特開平８−３８４４４号公報
現在、ＭＲＩ装置では、上記ＶＭＦは実用化されていない。また、ＭＲＩ装置で実用化されているシネＰＣ法では、上述のように、心時相毎に、血流速に応じた輝度値を持った画像を得ることができるため、ユーザに乱流や渦流を提示出来る。これにより、ユーザは、例えば、弁の状態を把握できる。しかしながら、疾患と乱流・渦流の関連、乱流、渦流の過程をどのように定量的に表現するかについて、種々試みはあるものの、血流パラメータを画像として提示し、かつ、各拍動時相ごとに数値化して示す決定的な手法はない。
また、従来の血流パラメータの可視化方法においては、ＰＣ法の強度画像による形状のコントラストが不明瞭であるため、比較的固定された大血管内での血流パラメータの可視化は可能であっても、大きく拍動する心室の内部での血流を２次元上ないし３次元上で心筋壁運動を追跡しながら解析することは難しかった。また、このような方法は、既存の技術には存在しない。
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、ＭＲＩにおいて、血流と疾患との関連をユーザが把握しやすいよう、血流パラメータを疾患の診断に適した形でユーザに提示し、ユーザを支援する技術を提供することを目的とする。
本発明は、ＭＲＩ装置において、被検体の所望の撮像領域を、異なる撮像法を用いて撮像し、性質の異なる複数の画像を得る。複数の画像には、血流の速度ベクトル値を画素値とする血流ベクトル画像と形態画像とを含む。このとき、これらの複数の画像それぞれの位置ずれを最小限に抑えるよう、各撮像法を実行する。そして、血流ベクトル画像と形態画像に対して後処理を施し、エネルギーロスなどを示す血流パラメータ画像を得る。そして、得られた血流パラメータ画像を、当該領域の形態または機能に関する情報を有する画像に重畳し、ユーザに表示する。
ＭＲＩにおいて、血流と疾患との関連をユーザが把握しやすいよう、血流パラメータを疾患の診断に適した形でユーザに提示できる。
第一の実施形態の磁気共鳴イメージング装置の全体構成図である。 第一の実施形態の制御処理部の機能ブロック図である。 第一の実施形態の撮像シーケンス実行例を説明するための説明図である。 ＰＣ法シーケンス例を説明するための説明図である。 （ａ）は、ＰＣ法により得た血流ベクトル画像を説明するための説明図であり、（ｂ）は、血流速度の変化のグラフである。 ｔＦＩＳＰシーケンスにより得たシネ画像を説明するための説明図である。 第一の実施形態の心電同期シネ血流ベクトル画像を説明するための説明図である。 第一の実施形態の絶対値画像を説明するための説明図である。 第一の実施形態の血流パラメータ画像を説明するための説明図である。 第一の実施形態の演算処理の流れを説明するためのブロック図である。 第一の実施形態の表示画面例を説明するための説明図である。 第二の実施形態の撮像シーケンス実行例を説明するための説明図である。 タギング画像を説明するための説明図である。 第二の実施形態の演算処理の流れを説明するためのブロック図である。
＜＜第一の実施形態＞＞
以下、添付図面に従って本発明の第一の実施形態について詳説する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、特に断らない限り、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
本実施形態では、ＭＲＩ装置において、被検体の所望の撮像領域（例えば、心臓）を、異なる撮像法を用いて撮像し、血流をベクトルで示す血流ベクトル画像と撮像領域の形態画像とを得る。このとき、血流ベクトル画像および形態画像それぞれの位置ずれを最小限に抑えるため、それぞれの撮像法を、被検体の周期的体動の１期間毎に切り替えて実行する。そして、血流ベクトル画像および形態画像に対して後処理を施し、エネルギーロスなどを示す血流パラメータ画像（血流パラメータマップ）を得、得られた血流パラメータ画像を形態画像に重畳してユーザに表示する。これにより、本実施形態では、血流パラメータ画像を当該領域の疾患の診断に適した形で表示することが出来る。
＜装置構成＞
まず、本実施形態のＭＲＩ装置の一例の全体概要を図１に基づいて説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置の一実施形態の全体構成を示すブロック図である。
本実施形態のＭＲＩ装置１００は、ＮＭＲ現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図１に示すように、静磁場発生部１２０と、傾斜磁場発生部１３０と、シーケンサ１４０と、高周波磁場発生部（以下、送信部）１５０と、高周波磁場検出部（以下、受信部）１６０と、制御処理部１７０と、を備える。また、本実施形態では、ＭＲＩ装置１００には、体動モニタ１８２が、接続される。
静磁場発生部１２０は、垂直磁場方式であれば、被検体１０１の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に、均一な静磁場を発生させるもので、被検体１０１の周りに配置される永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源を備える。
傾斜磁場発生部１３０は、ＭＲＩ装置１００の座標系（装置座標系）であるＸ、Ｙ、Ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル１３１と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１３２とを備え、後述のシーケンサ１４０からの命令に従ってそれぞれの傾斜磁場コイル１３１の傾斜磁場電源１３２を駆動することにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向に傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを印加する。撮影時には、スライス面（撮影断面）に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス（Ｇｓ）を印加して被検体１に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの２つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｐ）と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｆ）を印加してエコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
送信部１５０は、被検体１０１の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を起こさせるために、被検体１０１に高周波磁場パルス（以下、「ＲＦパルス」と呼ぶ。）を照射するもので、高周波発振器（シンセサイザ）１５２と変調器１５３と高周波増幅器１５４と送信側の高周波コイル（送信コイル）１５１とを備える。高周波発振器１５２はＲＦパルスを生成する。変調器１５３は、シーケンサ１４０からの指令に従って、出力されたＲＦパルスを振幅変調する。高周波増幅器１５４は、この振幅変調されたＲＦパルスを増幅し、被検体１０１に近接して配置された送信コイル１５１に供給する。送信コイル１５１は供給されたＲＦパルスを被検体１０１に照射する。
受信部１６０は、被検体１０１の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号（エコー信号、ＮＭＲ信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル（受信コイル）１６１と信号増幅器１６２と直交位相検波器１６３と、Ａ／Ｄ変換器１６４とを備える。受信コイル１６１は、被検体１０１に近接して配置され、送信コイル１５１から照射された電磁波によって誘起された被検体１０１の応答のＮＭＲ信号を検出する。検出されたＮＭＲ信号は、信号増幅器１６２で増幅された後、シーケンサ１４０からの指令によるタイミングで直交位相検波器１６３により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがＡ／Ｄ変換器１６４でディジタル量に変換されて、制御処理部１７０に送られる。
送信コイル１５１と傾斜磁場コイル１３１とは、被検体１０１が挿入される静磁場発生部１２０の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体１０１に対向して、水平磁場方式であれば被検体１０１を取り囲むようにして設置される。また、受信コイル１６１は、被検体１０１に対向して、或いは取り囲むように設置される。
シーケンサ１４０は、制御処理部１７０からの指示に従って、ＲＦパルスと傾斜磁場パルスとが印加され、被検体１０１が発生するエコー信号が計測されるよう、各部に指示を行う。具体的には、制御処理部１７０からの指示に従って、被検体１０１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信部１５０、傾斜磁場発生部１３０、および受信部１６０に送信する。
制御処理部１７０は、ＭＲＩ装置１００全体の制御、各種データ処理等の演算、処理結果の表示及び保存等を行うもので、ＣＰＵ１７１と記憶装置１７２と表示装置１７３と入力装置１７４とを備える。記憶装置１７２は、ハードディスクなどの内部記憶装置と、外付けハードディスク、光ディスク、磁気ディスクなどの外部記憶装置とにより構成される。表示装置１７３は、ＣＲＴ、液晶などのディスプレイ装置である。入力装置１７４は、ＭＲＩ装置１００の各種制御情報や制御処理部１７０で行う処理の制御情報の入力のインタフェースであり、例えば、トラックボールまたはマウスとキーボードとを備える。入力装置１７４は、表示装置１７３に近接して配置される。操作者は、表示装置１７３を見ながら入力装置１７４を通してインタラクティブにＭＲＩ装置１００の各種処理に必要な指示、データを入力する。なお、タッチパネルなど、表示装置１７３が入力装置１７４の機能を兼ねていてもよい。
ＣＰＵ１７１は、操作者が入力した指示に従って、記憶装置１７２に予め保持されるプログラムを実行することにより、ＭＲＩ装置１００の動作の制御、各種データ処理等の制御処理部１７０の各処理を実現する。上記シーケンサ１４０への指示は、予め記憶装置１７２に保持されたパルスシーケンス（撮像シーケンス）に従って行われる。また、例えば、受信部１６０からのデータが制御処理部１７０に入力されると、ＣＰＵ１７１は、信号処理、画像再構成処理等を実行し、その結果である被検体１０１の断層像を表示装置１７３に表示するとともに、記憶装置１７２に記憶する。
体動モニタ１８２は、被検体１０１に装着される体動センサ１８１からの信号を受け取り、例えば、フィルタリングやＡ／Ｄ変換等の処理を行う。そして、処理結果をＣＰＵ１７１に通知する。体動センサ１８１には、例えば、電極、赤外線センサが用いられる。体動モニタ１８２がモニタする対象は、例えば、心電波、脈波などである。例えば、被検体１０１の心電波を検出する場合は、体動センサ１８１として電極が、被検体１０１の胸部や手足等に装着され、体動モニタ１８２は、各電極からの信号を処理して主に心電図のＲ波を検出する。脈波を検出する場合は、体動センサ１８１として赤外線センサが被検体１０１の指先に装着され、体動モニタ１８２は、赤外線センサからの信号を処理して主に血流の拍動を検出する。
現在、ＭＲＩ装置の撮像対象核種で、臨床で普及しているものは、被検体１０１の主たる構成物質である水素原子核（プロトン）である。ＭＲＩ装置１００では、プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または機能を、二次元もしくは三次元的に撮像する。
＜制御処理部の機能構成＞
本実施形態では、上述のように、性質の異なる複数の画像から血流パラメータ画像を得、疾患の診断に適した形で表示する。
例えば、撮像対象が心臓の場合、異なる撮像法を用いて性質の異なる複数の画像を撮像し、性質の異なる複数の画像を用いた後処理により、２次元ないし３次元的にダイナミックに拍動する心臓・血管内の血流を心筋壁・血管壁の運動と同時に解析し、エネルギーロスなどの血流パラメータ画像を得る。また、本実施形態では、画像化されたパラメータを、時相毎に、抽出された心臓・血管内腔領域で積分することにより、各時相で血流パラメータを数値化する。
これを実現するため、本実施形態の制御処理部１７０は、図２に示すように、所定の撮像シーケンスに従ってＭＲＩ装置１００の各部を動作させ、被検体１０１の所望の領域（撮像領域）の画像を再構成するために必要なエコー信号を収集する計測制御部１９１と、計測制御部１９１が収集したエコー信号にフーリエ変換などを施し、画像を再構成する画像再構成部１９２と、再構成された画像に対し、演算処理を行う演算部１９３と、を備える。
なお、制御処理部１７０が実現する各機能は、上述のように、予め記憶装置１７２に格納されたプログラムを、ＣＰＵ１７１がメモリにロードして実行することにより実現される。なお、上記の各機能の全てをソフトウェアで実現する必要はなく、一部または全部をＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、ＦＰＧＡ（ｆｉｅｌｄ−ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ ｇａｔｅ ａｒｒａｙ）回路などのハードウェアによって実現するようにしてもよい。
なお、以下、本明細書では、所定の撮像シーケンスに従ってエコー信号を収集することを、撮像シーケンスを実行する、という。また、所定の画像を再構成するエコー信号を収集するシーケンスを、当該画像を取得する撮像シーケンスと呼ぶ。
＜計測制御部による計測制御＞
本実施形態では、計測制御部１９１は、予め定めた撮像シーケンスに従って検査スキャンを実行する。検査スキャンでは、被検体１０１の周期的体動の１周期間の複数の異なる時相において、それぞれ、同一の撮像領域のエコー信号を収集する、シネ撮像を行う。検査スキャンで計測制御部１９１が実行する撮像シーケンスは、それぞれ異なる性質の画像を再構成するエコー信号を収集する第一の撮像法による撮像シーケンス部（以下、第一のシーケンスと呼ぶ。）と、第二の撮像法による撮像シーケンス部（以下、第二のシーケンスと呼ぶ。）と、を備える。
本実施形態では、第一のシーケンスは、血流の速度ベクトル値を画素値とする血流ベクトル画像を取得するシーケンスとし、第二のシーケンスは、撮像領域内の臓器の形態を描出する形態画像を取得するシーケンスとする。各シーケンスの詳細は、後述する。
計測制御部１９１は、これらの第一のシーケンスと第二のシーケンスとを、体動の１周期毎に切り替えて実行する。また、本実施形態では、上述のように、シネ撮像を行うため、１周期内では、同じシーケンスを繰り返し実行する。
なお、被検体１０１の周期的体動（例えば、心電波形）は、体動センサ１８１で検出され、体動モニタ１８２によって計測制御部１９１に通知される。
本実施形態の計測制御部１９１の制御を、撮像対象の領域を心臓、体動を心拍とし、具体的に説明する。図３は、計測制御部１９１による、撮像シーケンス２１０の実行を説明するための図である。
本図に示すように、本実施形態の計測制御部１９１は、Ｒ波２０１に同期させ、撮像シーケンス２１０を実行する。このとき、Ｒ−Ｒ間隔（心拍期間）２０２ごとに、第一のシーケンス２１１および第二のシーケンス２１２を交互に実行する。それぞれのシーケンス２１１、２１２で、画像化に必要な全てのエコー信号を収集し終えるまで、これらの計測を繰り返す。
図３では、第一の心拍期間２０２＿１では、第一のシーケンス２１１を実行し、第二の心拍期間２０２＿２では、第二のシーケンス２１２を実行し、第三の心拍期間２０２＿３では、第一のシーケンス２１１を実行し、第四の心拍期間２０２＿４では、第二のシーケンス２１２を実行する場合を例示する。
１心拍期間２０２内では、Ｒ波２０１からのディレイ時間を変えて（ＴＤ１、ＴＤ２、ＴＤ３、・・・、ＴＤｎ）、複数（ｎ）回連続して、同じシーケンス２１１、２１２をそれぞれ実行する。これにより、Ｒ波２０１からのディレイ時間が異なる複数の心時相の画像を取得する。
図３では、各心拍期間２０２内でｎ回実行する（心位相数がｎ；ｎ位相）場合を例示するが、典型的な実行回数は、１心拍期間２０２内で、１０乃至４０回である。好適には、２０乃至３０回である。Ｒ波２０１の間隔（心拍期間）２０２を１ｓとすると、各シーケンス２１１、２１２の一回の実行時間は、１０位相の場合、約１００ｍｓ、４０位相の場合、約２５ｍｓである。
なお、各シーケンスの計測は、全てを同じ心周期数とする必要は無い。撮像条件や所望の画質等に応じて、実質的な検査スキャン時間（＝１心拍の時間×心周期数）を変えても良い。
＜撮像シーケンス＞
次に、各シーケンスの詳細を説明する。第一のシーケンス２１１は、血流の速度ベクトル値を画素値とする血流ベクトル画像を得る、血流計測シーケンスとする。本実施形態では、血流計測シーケンスとして、ＰＣ（ｐｈａｓｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ）法のシーケンス（以下、ＰＣ法シーケンスと呼ぶ。）を用いる場合を例にあげて説明する。
ＰＣ法は、極性が反転した同じ大きさの傾斜磁場パルスの組である双極性傾斜磁場（ｂｉｐｏｌａｒｇｒａｄｉｅｎｔ）を印加した場合、血流等流速のある組織にはスピンに流速に応じた位相変化が生じるのに対し、静止している組織には位相変化が生じないことを利用する撮像方法である。所定の方向に双極性傾斜磁場を印加しながら撮像を行うことにより、血流部の位相の変化を画像として得る。双極性傾斜磁場パルスの極性を反転させて２つの画像を得て、その差分を求めることにより、静止部の信号を除去し、血流部のみの画像を得る。画像の画素値は、血流の流速に対応する。
ＰＣ法の具体的なパルスシーケンス（ＰＣ法シーケンス）例を、図４を用いて説明する。本図に示すように、ＰＣ法シーケンス３００は、通常のパルスシーケンスに、双極性傾斜磁場パルス（ｂｉｐｏｌａｒｇｒａｄｉｅｎｔ ｐｕｌｓｅ、以下、ＢＧパルスと称す）３０１を付加したものである。ここでは、通常のパルスシーケンスとして、公知のグラディエントエコーシーケンスを用いる場合を例示する。
上述のように、ＢＧパルス３０１を印加することにより、ＢＧパルス３０１の印加方向に移動している水素原子のみに位相シフトが生じる。そこで、血管像として描出したい所望の血管の走行方向に沿ってＢＧパルス３０１を印加する。ここでは、スライス（Ｇｓ）方向に流れる血流を画像化するため、スライス（Ｇｓ）方向にＢＧパルス３０１を印加する場合を例示する。なお、本図に示すＰＣ法シーケンス３００には、血流によって各方向に生じる位相分散を補償（リフェーズ）するための、公知のフローコンペンセーション用傾斜磁場パルス３０２、３０３が付加される。
ＰＣ法では、上述のＰＣ法シーケンス３００を、ＢＧパルス３０１の極性を反転させて、２回実行し、それぞれで計測されたエコー信号の差分を求める。これにより、ＢＧパルス３０１を印加した方向に流れる血流のみが画像化される。なお、複数方向に走行する血管を描出する場合、各方向にそれぞれＢＧパルスを追加する。
なお、ＰＣ法には、２次元（２Ｄ）と３次元（３Ｄ）の撮像があり、心電ゲートもしくは脈波ゲート下で、複数の心時相で撮像することにより、シネＰＣ画像が得られる。２ＤシネＰＣ法、３ＤシネＰＣ法により、大血管や心室の血流速に応じた輝度値を持った画像を得る。
このＢＧパルス３０１による位相シフト量は、印加したＢＧパルス３０１の方向の血流速度に比例する。また、位相シフト量の正・負に着目することで血流方向を推測でき、同一方向に並走する血管の、いずれが上流か、下流か、を識別できる。このように、ＰＣ法は、血流の速度と方向を識別可能にする。すなわち、ＰＣ法シーケンスを実行することにより、血流の速度と方向とを画素値とする血流ベクトル画像が得られる。
また、ＰＣ法シーケンス３００では、ＢＧパルス３０１の印加量を調整し、注目する血流速度を設定することもできる。注目する血流速度は、一般に速度エンコード（以下Ｖｅｎｃ）と呼ばれる。血流速度Ｖと速度エンコードの値Ｖｅｎｃと位相シフト量Фとの関係は以下の式（１）の通りである。
Ф＝π×Ｖ÷Ｖｅｎｃ ・・・（１）
すなわち、適切な速度エンコードの値Ｖｅｎｃを設定すれば、血流速度Ｖを画素の位相値から求めることができる。また、計測する血流速度Ｖが速度エンコードの値Ｖｅｎｃを超えている場合は、位相は折り返しを生じ、正しい血流速度Ｖが得られない。適切な速度エンコードの値Ｖｅｎｃの設定としては、｜Ф｜＜π／２となるように血流速度Ｖに応じて速度エンコードの値Ｖｅｎｃを設定する。例えば、下肢の動静脈を想定した場合、動脈の血流速度は３０−７０ｃｍ／ｓ程度、静脈の血流速度は１０ｃｍ／ｓ程度であるため、速度エンコードの値Ｖｅｎｃは３０−５０ｃｍ／ｓが目安となる。
図５（ａ）に、ＰＣ法シーケンス３００により得た血流ベクトル画像６１０の典型的な例を示す。本図に示すように、血流ベクトル画像６１０上では、６１１、６１２で示される血管部分の流速が高精度に描出されていることがわかる。なお、その他の部分は、本図に示すとおり、信号値はほぼゼロとなり、画像コントラストはほとんどないことがわかる。
また、本実施形態では、上述のように、血流ベクトル画像６１０を各心時相で取得する。図５（ｂ）に、各時相で取得した血流ベクトル画像６１０から得た血管部分６１１、６１２における血流速度Ｖを示す。本図において、横軸はＲ波からの経過時間ｔを、縦軸は血流速度Ｖである。本図に示すように、Ｒ波からの経過時間（心時相）ｔに応じて、血流速度Ｖが変化することがわかる。
第二のシーケンス２１２は、形態画像を得るシーケンスである。典型的には、ｔｒｕｅ ＦＩＳＰ（以下、ｔＦＩＳＰと呼ぶ。）シーケンスを用いる。ｔＦＩＳＰシーケンスにより得られる形態画像は、例えば、撮像対象が心臓の場合、心壁の抽出精度が高いことが知られている。
図６は、ｔＦＩＳＰシーケンスにより得られたシネ画像６３０の例である（短軸像）。本図からわかるように、ｔＦＩＳＰシーケンスにより得られる画像６３０では、血液部分が高信号で、心筋部分が低信号で描出される。従って、リージョングローイングなど既知の手法を用いて、高精度で心内壁や弁といった形態の特徴構造の描出が可能である。また、三腔、四腔面での撮像の場合、短軸像の撮像時とは異なる手法で心内壁を抽出することも可能である。いずれにしてもｔＦＩＳＰシーケンスを用いることで心内壁を精度良く描出できる。
＜演算処理＞
次に、本実施形態の演算部１９３による演算処理を説明する。演算部１９３は、血流ベクトル画像と形態画像とを用いて血流パラメータ画像を計算し、当該血流パラメータ画像を表示画像として表示装置１７３に表示する。なお、このとき、表示画像として血流パラメータ画像のみを表示してもよいし、形態画像と重畳して表示してもよい。
血流パラメータ画像は、例えば、撮像対象が心臓の場合、局所的な渦流などにより流体の運動エネルギーがどのくらい消失するかを示すエネルギーロス画像である。エネルギーロス画像により、心筋収縮のエネルギーがどれだけロスなく血流に変換されているかがわかる。この血流パラメータ画像により、心腔の疾患の程度を把握できると期待されている。
この血流パラメータ画像は、心電同期シネ血流ベクトル画像と同じく心電同期シネ形態画像から抽出した血管腔内壁（もしくは心臓内壁）情報から作成される。具体的には、この内壁情報を境界条件とし、少なくとも時間的空間的に隣接するベクトルとの差分情報を用いた演算を行い、作成される。この内壁情報は、心電同期シネ撮像で取得した形態画像の各画素値の絶対値を画素値とする絶対値画像（時間変化を含む）から算出される。
図７に、心電同期シネ血流ベクトル画像４１０の例を示す。上述のように血流ベクトル画像４１０は、速度ベクトル値を画素値とする画像であるが、ここでは、主な血流の方向を矢印で、血流の流速を濃淡で示す。心腔内部において、色が濃い領域ほど流速は速い。図では、明細書が白黒表示なため、矢印の一部を白で大きく記載して説明しているが、実用的には、矢印をカラーで表示して色によって強度をあらわすことも出来る（心腔内の小さい矢印は、カラー表示画像を白黒で表示したものである）。なお、このシネ血流ベクトル画像４１０は、形態画像に重畳されたものである。また、この画像は、１心時相であるが、このようなシネ血流ベクトル画像４１０が、心時相毎に取得される。
また、図８に、絶対値画像４２０を使って心内壁を自動検出し、内腔を抽出した画像例を示す。図中、黒い輪郭線で囲まれた領域４２１が内腔である。本図に示す絶対値画像４２０は１心時相であるが、このような絶対値画像４２０が心時相ごとに作成される。
また、図９に、シネ血流ベクトル画像４１０および絶対値画像４２０から得たエネルギーロス画像（血流パラメータ画像）４３０を示す。心腔（図８で抽出された領域に等しい）内の明るい領域が、エネルギーロスが大きい領域である。明るければ明るいほどエネルギーロスは大きい。図では、明細書が白黒表示なため、エネルギーロスを白黒で表示するが、実用的には、エネルギーロスの程度をカラーで表示することも出来る。なお、本図に示すエネルギーロス画像４３０は、１心時相であるが、このようなエネルギーロス画像４３０が心時相毎に作成される。
なお、血流パラメータ画像と形態画像とを重畳して表示画像とする場合、演算部１９３は、所定の閾値を設定し、血流パラメータ画像の各画素（またはボクセル；以下、画素またはボクセルを画素で代表して記載する。）の信号値を閾値と比較し、閾値以上の画素については、血流パラメータ画像の信号値を、閾値より小さい画素については、形態画像の信号値とする。このとき、閾値として、血流パラメータ画像の全画素の信号値の平均値を用いてもよい。また、血流パラメータ画像の透明度を高めて、形態画像上に重ね合わせてもよい。これにより、心筋の形態とエネルギーロスの関係を１つのシネ画像から把握することができる画像を提供できる。
図１０は、この演算部１９３による処理のプロセスを示すブロック図である。本図に示すように、演算部１９３は、血流ベクトル画像４０１と形態画像４０２とから、血流パラメータ画像４０３算出する。これらの血流ベクトル画像４０１、形態画像４０２および血流パラメータ画像４０３は、全てシネ画像である。そして、必要に応じて、シネ画像である血流パラメータ画像４０３に、形態画像４０２を重畳し、表示画像４０４を生成する。重畳する際、時相の整合を取って重畳する。すなわち、同じ心時相の画像を重畳する。血流パラメータ画像４０３および形態画像４０２はシネ画像であるため、表示画像４０４もシネ画像となる。
なお、演算部１９３は、表示画像４０４とともに表示する表示情報（指標）をさらに算出してもよい。表示情報は、例えば、血流パラメータ画像４０３の空間積分値（全画素値の合算値）とする。空間積分値は、得られた血流パラメータ画像毎（心時相毎）に計算する。このとき、所定の閾値を設定し、閾値以上の画素の信号値のみ、空間的に積分（合算）し、得られた空間積分値を表示情報としてもよい。また、画素毎に、時間的に積分し、その時間積分値を表示情報としてもよい。時間的に積分する際も、閾値以上の値のみ積算するよう構成してもよい。
さらに、表示情報は、血流パラメータ画像４０３内の、撮像対象領域（例えば、心臓である場合、心臓および血管内腔）の画素値の積分値（合算値）であってもよい。撮像対象領域は、形態画像から特定する。得られる表示情報は、例えば撮像対象領域が心臓である場合、心腔全体でのエネルギーロスを示す値となる。
演算部１９３は、作成した表示画像４０４と表示情報とを表示装置１７３に表示する。図１１に、本実施形態の表示画像４０４および表示情報を表示する表示画面８００の例を示す。本図に示すように、表示画面８００は、表示画像４０４を表示する画像表示部８１０と、表示情報を表示する情報表示部８２０とを備える。
画像表示部８１０には、表示画像４０４が心時相毎に各画素の信号値を表示するシネ表示される。情報表示部８２０には、例えば、算出した空間積分値が心時相毎に表示される。なお、空間積分値の表示は、数値であっても良いが、グラフ（横軸が心時相、縦軸が空間積分値）であると、さらに視覚的に判断でき、好適である。
以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、所定の撮像シーケンス２１０を実行し、被検体１０１の所望の領域の画像を再構成するために必要なエコー信号を計測する計測制御部１９１と、前記エコー信号から前記画像４０４を再構成する画像再構成部１９２と、前記画像から表示画像を作成する演算部１９３と、前記表示画像を表示する表示装置１７３と、を備え、前記撮像シーケンス２１０は、前記所望の領域内の血流の速度ベクトル値を画素値とする血流ベクトル画像４０１を再構成する前記エコー信号を計測する第一のシーケンス２１１と、前記所望の領域の形態を描出する形態画像４０２を再構成する前記エコー信号を計測する第二のシーケンス２１２と、を備え、前記演算部１９３は、前記血流ベクトル画像４０１と前記形態画像４０２とを用いて血流パラメータ画像４０３を算出し、当該血流パラメータ画像４０３を用いて前記表示画像４０４を作成する。
例えば、血流ベクトル画像４０１は、ＰＣ法シーケンスにより取得し、また、形態画像４０２は、ｔＦＩＳＰシーケンスにより取得する。ＰＣ法シーケンスによれば、血流の速度と方向の情報を直接得ることができるため、精度の高い血流ベクトル情報を得ることができる。しかしながら、ＰＣ法で得る画像は、血流以外の領域のコントラストは高くない。一方、ｔＦＩＳＰシーケンスでは、コントラストの高い形態画像４０２を得ることができる。
このように、本実施形態によれば、血流ベクトル画像４０１と形態画像４０２とを、それぞれ、最適なシーケンスを用い、取得する。血流パラメータ画像４０３を算出する場合、算出対象の臓器（心臓であれば、心筋）の運動を正しく抽出する必要がある。本実施形態によれば、コントラストの高い形態画像４０２を用いて当該臓器の形態（心臓であれば、心内壁）を抽出するため、算出対象の臓器の運動を精度良く抽出できる。これにより、得られる血流パラメータ画像４０３の演算精度が向上する。特に、ＭＲＩの静磁場強度が１．５Ｔ（テスラ）以下の場合、ＰＣ法で得られる血流ベクトル画像４０１の、血流以外のコントラストが低くなりがちであり、このような場合に、本実施形態の手法は、有効である。
また、血流パラメータ画像４０３の演算精度を高めるためには、血流ベクトル画像４０１と形態画像４０２との間に位置ずれがないことが重要である。本実施形態によれば、前記計測制御部１９１は、前記被検体１０１の周期的体動（例えば、心拍）の１周期毎に、実行する前記シーケンスを順次切り替えて実行してもよい。この場合、本実施形態によれば、血流ベクトル画像４０１と形態画像４０２とが、心拍を挟んで交互に取得されるため、両者間の位置ずれが原理的に小さい。このため、血流パラメータ画像４０３を計算する際に、両画像４０１、４０２の位置ずれに起因する誤差を小さく出来る。
また、本実施形態では、前記計測制御部１９１は、前記被検体１０１の周期的体動の１周期内の複数の異なる時相において、それぞれ、前記撮像シーケンス２１０を実行し、また、前記演算部１９３は、前記血流パラメータ画像４０３に前記形態画像を前記時相の整合を取って重畳し、前記表示画像を作成してもよい。このように、本実施形態によれば、血流パラメータ画像４０３は、高コントラストの形態画像４０２に重畳されて表示装置１７３に表示される。従って、例えば、対象臓器が心臓の場合、心筋や血管壁運動と血流との関係をユーザが把握しやすい態様で、ユーザに提示できる。
また、本実施形態では、血流パラメータが疾患に及ぼす影響の指標の一つとして、前記演算部１９３は、さらに、前記血流パラメータ画像４０３の空間積分値を算出し、前記表示装置１７３に表示してもよい。このような数値化された表示情報を画像とともに提示することにより、疾患の症状と計測・解析パラメータの相関を、ユーザは一義的に把握しやすくなる。
さらに、表示画像４０４および表示情報をシネ表示することにより、ユーザに撮像対象臓器の運動（心臓であれば、壁運動）と血流の変化の関係を、動画像でユーザに提示できる。撮像対象の臓器が心臓である場合、形態画像と重畳表示することにより、ユーザは、２次元的にも３次元的にもダイナミックに拍動する心臓および血管の壁運動を追跡しながら血流を把握できる。また、多断面で組み合わせ、再構築することにより、３次元空間上の血流を、拍動する心臓および血管壁とともに可視化できる。
このように、本実施形態によれば、血流と、疾患との関連をユーザが把握しやすいよう、診断に適した形でユーザに提示できる。
＜＜第二の実施形態＞＞
本発明を適用する第二の実施形態を説明する。第一の実施形態では、血流パラメータ画像に画像を重畳して表示する際、重畳する画像は形態画像である。本実施形態では、血流ベクトル画像に重畳する画像を機能画像とする。
＜装置構成および機能構成＞
本実施形態のＭＲＩ装置は、基本的に第一の実施形態のＭＲＩ装置１００と同様である。ただし、上述のように機能画像を重畳するため、撮像シーケンス２１０が、機能画像を再構成するエコー信号を取得する第三のシーケンスを備える。また、演算部１９３の処理も、機能画像を重畳する点が異なる。
以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。
本実施形態のおいても、第一の実施形態同様、計測制御部１９１は、被検体１０１の周期的体動の１周期間の複数の異なる時相において、それぞれ撮像領域のエコー信号を収集する、シネ撮像を行う。ただし、本実施形態の計測制御部１９１が従う撮像シーケンス２１０は、それぞれ異なる性質の画像を再構成するエコー信号を収集する第一のシーケンスと第二のシーケンスと第三のシーケンスとを備える。計測制御部１９１は、これらの第一のシーケンス、第二のシーケンスおよび第三のシーケンスを、体動の１周期毎に切り替えて順に実行する。１周期内では、同じシーケンスを繰り返し実行する。
本実施形態では、第一のシーケンスおよび第二のシーケンスは、第一の実施形態同様、それぞれ、血流ベクトル画像を取得するシーケンスおよび形態画像を取得するシーケンスとし、第三のシーケンスは、機能画像を取得するシーケンスとする。第三のシーケンスの詳細は後述する。
なお、本実施形態においても、被検体１０１の周期的体動（例えば、心電波形）は、体動センサ１８１で検出され、体動モニタ１８２によって計測制御部１９１に通知される。
図１２は、体動を心拍とした場合の、本実施形態の計測制御部１９１による、撮像シーケンス２１０の実行を説明するための図である。本図に示すように、本実施形態の計測制御部１９１は、Ｒ波２０１に同期させ、撮像シーケンス２１０を実行する。このとき、Ｒ−Ｒ間隔（心拍期間）２０２ごとに、第一のシーケンス２１１、第二のシーケンス２１２および第三のシーケンス２１３を順次切り替えて、実行する。それぞれのシーケンス２１１、２１２、２１３で、画像化に必要な全てのエコー信号を収集し終えるまで、これらの計測を繰り返す。
本図においては、第一の心拍期間２０２＿１では、第一のシーケンス２１１を実行し、第二の心拍期間２０２＿２では、第二のシーケンス２１２を実行し、第三の心拍期間２０２＿３では、第三のシーケンス２１３を実行し、第四の心拍期間２０２＿４では、第一のシーケンス２１１を実行する場合を例示する。
各心拍期間２０２内での各シーケンスの実行の様子は、第一の実施形態と同様、Ｒ波２０１からのディレイ時間を変えて、複数回（図１２では、ｎ回）連続して同じシーケンス２１１、２１２、２１３をそれぞれ実行し、複数の心時相の画像をそれぞれ取得する。
＜撮像シーケンス＞
次に、本実施形態の第三のシーケンス２１３について説明する。第三のシーケンス２１３は、所望の領域（撮像領域）の機能を描出する機能画像を取得するシーケンスである。本実施形態では、機能画像として、タギング画像を取得する。
タギング画像は、例えば、撮像領域が心臓の場合、心筋の形態画像に格子状のマークをつけ、心筋の収縮運動を可視化した画像である。図１３に典型的なタギングの画像を示す。ここでは、Ｒ波からの経過時間に応じて心時相毎のタギング画像を示す。本図では、横方向のみにタグを入れているが、心時相とともに心筋がどのように移動しているかがタグの歪によって視覚的に理解できる。タギングにおいて、１次元のタグを２次元（格子状）のタグに拡張することは公知である。
＜演算処理＞
次に、本実施形態の演算部１９３による演算処理を説明する。演算部１９３は、第一の実施形態同様の手法で、血流ベクトル画像４０１と形態画像４０２とを用いて血流パラメータ画像４０３を計算する。そして、本実施形態では、この血流パラメータ画像４０３に機能画像を重畳し、表示装置１７３に表示する表示画像を生成する。
図１４は、本実施形態の演算部１９３による処理のプロセスを示すブロック図である。本図に示すように、演算部１９３は、血流ベクトル画像４０１と形態画像４０２とから、血流パラメータ画像４０３算出する。これらの血流ベクトル画像４０１、形態画像４０２および血流パラメータ画像４０３は、全てシネ画像である。そして、シネ画像である血流パラメータ画像４０３に、シネ画像である機能画像４０５を重畳し、表示画像４０６を生成し、表示装置１７３に表示する。血流パラメータ画像４０３に機能画像４０５を重畳する際、時相の整合を取って重畳する。すなわち、同じ心時相の画像を重畳する。なお、血流パラメータ画像４０３および機能画像４０５はシネ画像であるため、表示画像４０６もシネ画像となる。
なお、本実施形態において、血流パラメータ画像４０３に機能画像４０５を重畳する際の手法は、第一の実施形態と同様とする。すなわち、所定の閾値を設定し、閾値以上の画素については、血流パラメータ画像４０３の信号値を、閾値より小さい画素については、機能画像４０５の信号値とする。また、血流パラメータ画像４０３の透明度を高めて、機能画像４０５上に重ね合わせてもよい。
なお、血流パラメータ画像４０３および機能画像４０５に、さらに、形態画像４０２を重畳し、表示画像４０６としてもよい。
本実施形態においても、第一の実施形態同様の表示情報を算出し、表示画像４０６とともに表示装置１７３に表示してもよい。
以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、第一の実施形態同様の構成を備える。従って、第一の実施形態同様、得られる血流パラメータ画像の演算精度が向上する。また、血流パラメータ画像を計算する際に、両画像の位置ずれに起因する誤差を小さくできる。
また、前記計測制御部１９１は、前記被検体１０１の周期的体動の１周期内の複数の異なる時相において、それぞれ、前記撮像シーケンス２１０を実行し、前記撮像シーケンス２１０は、前記所望の領域の機能を描出する機能画像４０５を再構成する前記エコー信号を計測する第三のシーケンス２１３をさらに備え、前記演算部１９３は、前記血流パラメータ画像４０３に前記機能画像４０５を時相の整合を取って重畳し、前記表示画像４０６を作成する。
このように、本実施形態では、機能画像４０５として、血流ベクトル画像４０１を取得するシーケンス２１１とは別の第三のシーケンス２１３を実行し、タギング画像を取得する。また、第一、第二、第三のシーケンス２１１、２１２、２１３は、被検体１０１の周期的体動の１周期毎に順次切り替えて実行される。従って、タギング画像（機能画像４０５）も、血流ベクトル画像４０１や形態画像４０２との間の位置ずれが小さい。従って、得られる血流パラメータ画像４０３にタギング画像（機能画像４０５）を精度よく重畳できる。
血流パラメータ画像４０３は、血液の状態を示すものであり、機能画像４０５は、人体の様子を示すものである。従って、相互に直接の関連はない。しかし、略同タイミングで取得した両者を重畳表示することにより、血流の状況によって、生体がどのような影響を受けているかを把握することが出来る。特に、撮像領域が心臓の場合、タギング画像（機能画像４０５）と血流パラメータ画像４０３とを重畳し、シネ表示することにより、ユーザは、２次元的にも３次元的にもダイナミックに拍動する心臓および血管の壁運動を追跡しながら血流を把握できる。また、どの部分で血流エネルギーがロスされ、それがどのように心筋の負担となり、運動を鈍らせているかを動画像でユーザに提示することができる。
このような情報は、疾病の予後を推測するための大きな情報となり得る。すなわち、本実施形態によれば、このような血流と形態、機能の同時表示によって、疾病の予後を推測するために大いに役立つ情報を可視化できる。
特に、心壁の機能情報は、循環器内科医や心臓外科医が、疾患の重篤度を判断する際に極めて有用な情報である可能性があり、心臓ＭＲＩ装置として、新しい価値を提供するものである。
このように、本実施形態によれば、このように、本実施形態によれば、血流パラメータと機能（もしくは、さらに形態）に関する情報を複合した画像を得、ユーザに提示する。従って、血流パラメータ画像を疾患の診断に適した形で表示することが出来る。
なお、タギング画像は、３Ｔ以上のＭＲＩ装置では、Ｔ１値が延長するため、画質が良くなることが知られている。このため、本実施形態は、３Ｔ以上のＭＲＩ装置で、特に好適である。
なお、本実施形態では、機能画像４０５として、心筋タギング画像を用いる場合を例にあげて説明したが、その他の機能画像、例えば心筋パーフュージョン画像であっても良い。
また、上記各実施形態では、血流パラメータ画像４０３としてエネルギーロス画像を例に示したが、血流解析におけるせん断力マップであっても良い。
なお、上記各実施形態において、血流パラメータ画像４０３を計算する前に、演算部１９３において、血流ベクトル画像４０１を時間方向もしくは空間方向にスムージングすることが望ましい。空間方向のスムージングは２次元もしくは３次元である。その結果として、ＳＮの高い血流パラメータ画像４０３を得ることができる。
このようなスムージングは、特に安定した血流パラメータ画像４０３の計算に有効である。その理由は、血流パラメータ画像４０３は、時間的空間的に隣接するベクトルとの差分情報を用いた演算を行い、算出する。このため、元データである血流ベクトル画像４０１の誤差が、結果に大きな誤差として現れる。従って、演算を行う前に、フィルタにより不要な雑音を出来るだけ小さくしておくことにより、得られる血流パラメータ画像４０３の画質が向上する。
また、上記各実施形態において、血流パラメータ画像４０３は、表示前に時間方向および空間方向のいずれかに、補間処理を行ってもよい。その結果として、時間分解能もしくは流速分解能の高い血流パラメータ画像４０３を得ることができる。ＭＲＩ装置で得るＭＲ画像は、一般に時間分解能が超音波撮像装置で得る超音波画像に比べ低い。このような補間処理を行うことにより、ＭＲ画像の分解能を高めることができる。これにより、超音波画像など時間分解能の高い撮像で求めた臨床結果と比較検討するときに好適となる。
また、上記各実施形態では、血流パラメータ画像４０３を算出する際に用いる血管腔内壁（もしくは心臓内壁）情報は、ｔＦＩＳＰ法で取得した形態画像４０２から抽出しているが、これらの情報は、血流ベクトル画像４０１から抽出するよう構成してもよい。すなわち、ＰＣ法で取得した血流ベクトル画像４０１の絶対値画像を算出し、それを用いて血管腔内壁（もしくは心臓内壁）情報を抽出する。これにより、実行するシーケンスの種類が１つ減るため、画像再構成に必要なエコー信号の取得にかかる時間、すなわち、撮像時間を短縮できる。高磁場機など、ＰＣ法により得られる画像上で血流以外のコントラストがある程度確保できる場合などに有効である。
また、上記各実施形態では、シネ撮像を実行する場合を例にあげて説明したが、シネ撮像でなくてもよい。
なお、上記各実施形態では、造影剤を用いずに血管像を撮像することを前提とするが、造影剤を用いる場合も同様の処理を行うことが可能である。
また、上記各実施形態では、画像再構成部１９２および演算部１９３を、ＭＲＩ装置１００の制御処理部１７０が備えるものとして説明したが、これに限られない。例えば、画像再構成部１９２および演算部１９３の少なくとも一方は、ＭＲＩ装置１００とデータを送受信可能な、ＭＲＩ装置１００とは独立した情報処理装置が備えていてもよい。
また、本発明の実施形態は、上述した各実施形態に限定されず、発明の趣旨を逸脱しない範囲において、種々の追加・変更等が可能である。
１００：ＭＲＩ装置、１０１：被検体、１２０：静磁場発生部、１３０：傾斜磁場発生部、１３１：傾斜磁場コイル、１３２：傾斜磁場電源、１４０：シーケンサ、１５０：送信部、１５１：送信コイル、１５２：高周波発振器、１５３：変調器、１５４：高周波増幅器、１６０：受信部、１６１：受信コイル、１６２：信号増幅器、１６３：直交位相検波器、１６４：Ａ／Ｄ変換器、１７０：制御処理部、１７１：ＣＰＵ、１７２：記憶装置、１７３：表示装置、１７４：入力装置、１８１：体動センサ、１８２：体動モニタ、１９１：計測制御部、１９２：画像再構成部、１９３：演算部、２０１：Ｒ波、２０２：心拍期間、２１０：撮像シーケンス、２１１：第一のシーケンス、２１２：第二のシーケンス、２１３：第三のシーケンス、３００：ＰＣ法シーケンス、３０１：ＢＧパルス、３０２：フローコンペンセーション用傾斜磁場パルス、４０１：血流ベクトル画像、４０２：形態画像、４０３：血流パラメータ画像、４０４：表示画像、４０５：機能画像、４０６：表示画像、４１０：心電同期シネ血流ベクトル画像、４２０：絶対値画像、４２１：内腔領域、４３０：血流パラメータ画像、６１０：血流ベクトル画像、６１１：血管部分、６１２：血管部分、６３０：シネ画像、８００：表示画面、８１０：画像表示部、８２０：情報表示部

Claims (16)

  1. 所定の撮像シーケンスを実行し、被検体の所望の領域の画像を再構成するために必要なエコー信号を計測する計測制御部と、
    前記エコー信号から前記画像を再構成する画像再構成部と、
    前記画像から表示画像を作成する演算部と、
    前記表示画像を表示する表示装置と、を備え、
    前記撮像シーケンスは、
    前記所望の領域内の血流の速度ベクトル値を画素値とする血流ベクトル画像を再構成する前記エコー信号を計測する第一のシーケンスと、
    前記所望の領域の形態を描出する形態画像を再構成する前記エコー信号を計測する第二のシーケンスと、を備え、
    前記演算部は、前記形態画像から抽出した血管腔内壁情報と前記血流ベクトル画像から算出した隣接ベクトルの差分情報とを用いて演算を行い、算出した定量値（パラメータ値）を画素値とする血流パラメータ画像を算出し、当該血流パラメータ画像を用いて前記表示画像を作成すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記計測制御部は、前記被検体の周期的体動の１周期毎に、実行する前記シーケンスを順次切り替えること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記計測制御部は、前記被検体の周期的体動の１周期内の複数の異なる時相において、それぞれ、前記撮像シーケンスを実行すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記演算部は、前記血流パラメータ画像に前記形態画像を前記時相の整合を取って重畳し、前記表示画像を作成すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記撮像シーケンスは、前記所望の領域の機能を描出する機能画像を再構成する前記エコー信号を計測する第三のシーケンスをさらに備え、
    前記演算部は、前記血流パラメータ画像に前記機能画像を前記時相の整合を取って重畳し、前記表示画像を作成すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 請求項１から５いずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記所望の領域は心臓であり、
    前記形態には、心臓内壁が含まれること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記被検体の周期的体動は、心臓の拍動であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 請求項１から７いずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記第一のシーケンスは、ＰＣ（Ｐｈａｓｅ Ｃｏｎｔｒａｓｔ）法シーケンスであり、
    前記第二のシーケンスは、ｔＦＩＳＰ（ｔｒｕｅ ＦＩＳＰ；Ｆａｓｔ Ｉｍａｇｉｎｇ ｗｉｔｈ Ｓｔｅａｄｙ ｓｔａｔｅ Ｆｒｅｅ ｐｒｏｃｅｓｓｉｏｎ）シーケンスであること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記機能画像は、タギング画像であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記演算部は、前記作成した表示画像にさらに前記形態画像を時相の整合をとって重畳したものを、前記表示画像とすること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 請求項１から１０いずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記演算部は、さらに、前記血流パラメータ画像の空間積分値を算出し、前記表示装置に表示すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 磁気共鳴イメージング装置によって取得された血流ベクトル画像と形態画像とを用いて、血流パラメータ画像を生成し、表示装置に表示する画像処理装置であって、
    前記パラメータ画像は、前記形態画像から抽出した血管腔内壁情報と、前記血流ベクトル画像から算出した隣接ベクトルの差分情報とを用いた演算により算出した定量値（パラメータ値）を画素値とする画像であることを特徴とする画像処理装置。
  13. 磁気共鳴イメージング装置によって取得された、シネ血流ベクトル画像とシネ形態画像とを用いて、シネ血流パラメータ画像を生成し、生成したシネ血流パラメータ画像に、前記シネ形態画像および磁気共鳴イメージング装置で取得したシネ機能画像の少なくとも一方を重畳表示することにより、２次元的にも３次元的にもダイナミックに拍動する心臓および血管の壁運動を追跡しながら血流を把握することを支援する画像診断装置であって、
    前記シネ血流パラメータ画像は、前記シネ形態画像から抽出した血管腔内壁情報と、前記シネ血流ベクトル画像から算出した隣接ベクトルの差分情報とを用いた演算により算出した定量値（パラメータ値）を画素値とする画像であることを特徴とする画像診断装置。
  14. 磁気共鳴イメージング装置によって取得された、心臓領域の、心時相毎の血流ベクトル画像と形態画像とを用いて、前記形態画像から抽出した血管腔内壁情報と前記血流ベクトル画像から算出した隣接ベクトルの差分情報との演算を行い、算出した定量値（パラメータ値）を画素値とする血流パラメータ画像を前記心時相毎に生成し、当該血流パラメータ画像内の、前記形態画像により特定される心臓および血管内腔の全領域の画素値を積分することにより得た積分値を指標として提示するとともに、前記心時相毎の前記積分値の変化をグラフとして提示する画像解析装置。
  15. それぞれ最適なシーケンスを実行することにより、被検体の所望の撮像領域内の血流の速度ベクトル値を画素値とする血流ベクトル画像および前記撮像領域の形態を描出する形態画像を得、
    前記形態画像から抽出した血管腔内壁情報と、前記血流ベクトル画像から算出した隣接ベクトルの差分情報とを用いて演算を行い、算出した定量値（パラメータ値）を画素値とする血流パラメータ画像を算出すること
    を特徴とするＭＲＩ画像作成方法。
  16. コンピュータに、
    それぞれ最適なシーケンスを実行することにより、被検体の所望の撮像領域内の血流の速度ベクトル値を画素値とする血流ベクトル画像および前記撮像領域の形態を描出する形態画像を得る手順、
    前記形態画像から抽出した血管腔内壁情報と、前記血流ベクトル画像から算出した隣接ベクトルの差分情報とを用いて演算を行い、算出した定量値（パラメータ値）を画素値とする血流パラメータ画像を算出し、表示装置に表示する手順を実行させるためのプログラム。
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