JP6877933B2 - 磁気共鳴イメージング装置及び画像解析装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置及び画像解析装置に関する。

磁気共鳴イメージング装置は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波（ＲＦ：Radio Frequency）信号で励起し、励起に伴って被検体から発生する磁気共鳴信号（ＭＲ（Magnetic Resonance）信号）を再構成して画像を生成する撮像装置である。

磁気共鳴イメージングの分野において、ＡＳＬ（Arterial Spin Labeling）法と呼ばれる撮像法や、ＰＣ（Phase Contrast）法と呼ばれる撮像法がある。

ＡＳＬ法は、血管内血液や脳脊髄液（ＣＳＦ：Cerebrospinal fluid）等の流体の縦磁化をタグパルスで標識した後、所定の待ち時間後に励起パルスを伴う撮像シーケンスを印加して、ＭＲ信号を収集する撮像法である。ＡＳＬ法によって、標識された流体の所定の待ち時間後の位置が正しく描出された画像を生成することができる。また、待ち時間を異ならせた複数の撮像を行うことにより、標識された流体の位置の変化、即ち、標識された流体の動きを正しく追跡することもできる。

しかしながら、ＡＳＬ法では、標識されていない流体の位置や動きは描出することはできない。したがって、ＡＳＬ法で得られるデータからは、ＦＯＶ（Field of View）空間全体における流体の動きは把握しづらい。

一方、ＰＣ法は、励起パルスの印加後に速度エンコードパルスと呼ばれる傾斜磁場を印加し、その後、リードアウト傾斜磁場を印加してＭＲ信号を収集する撮像法である。速度エンコードパルスにより、ＭＲ信号の位相は、ＦＯＶ（Field of View）内の各位置における流体の速度に応じて変化する。この結果、ＰＣ法によって収集されたＭＲ信号の位相変化から、ＦＯＶ空間全体の画素位置毎の流体の速度情報を得ることができる。

しかしながら、ＰＣ法によって得られる情報は、ある時刻におけるＦＯＶ内の速度情報である。したがって、ある特定の血液が、ＦＯＶ内をどのように動いたかを示す軌跡情報は、ＰＣ法では得ることができない。

このように、ＡＳＬ法及びＰＣ法は、それぞれ利害得失をもつものの、従来は別個のパルスシーケンスでそれぞれの撮像が行われていた。このため、ＡＳＬ法とＰＣ法の夫々の利点を得ようとすると、夫々１回ずつの撮像が必要となり、合計の撮像時間が長くなっていた。また、ＡＳＬ法とＰＣ法の２種類の撮像は同時に行うことができなかったため、ＡＳＬ法とＰＣ法の実行に時間差が生じていた。この時間差に起因して、ＡＳＬ法とＰＣ法との間で、撮像対象である流体の位置、速度等の振る舞いが同一でなくなるというリスクもあった。

特開２００４−２４２９４８号公報

本発明が解決しようとする課題は、ＡＳＬ法とＰＣ法の両方の利点を、短い撮像時間で、且つ、同一撮像対象に対して得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。

一実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、流体の縦磁化の大きさを変えるタグパルスを含む標識化シーケンスと、前記流体の横磁化の位相を前記流体の速度に応じて変化させる速度エンコードパルスを含む収集シーケンスとを有し、前記収集シーケンスは前記標識化シーケンスの後に印加される、少なくとも１つのパルスシーケンスを設定する設定部と、前記少なくとも１つのパルスシーケンスを被検体に印加することで収集される磁気共鳴信号から、前記流体の振幅画像を生成すると共に、前記流体の位相画像を生成する生成部と、前記振幅画像に含まれる流体の動態情報と、前記位相画像に含まれる流体の速度情報とを融合して解析画像を生成する解析部と、を備える。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の全体構成例を示す構成図。 実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の画像生成に関する構成を含むブロック図。 第１の実施形態の磁気共鳴イメージング装置の処理例を示すフローチャート。 第１の実施形態の磁気共鳴イメージング装置で使用するパルスシーケンスを例示する第１の図。 第１の実施形態の磁気共鳴イメージング装置で使用するパルスシーケンスを例示する第２の図。 ＳＴＡＲ系とＦＡＩＲ系のＡＳＬパルスの印加領域と、撮像領域との関係を説明する図。 収集したＭＲ信号から流体振幅画像及び流速画像を生成する処理の概念説明図。 流体振幅画像と流体位相画像を生成する処理の概念説明図。 流体振幅画像と流速画像のそれぞれの概念図。 流体振幅画像及びと流速画像から生成するフュージョン画像の一例を示す図。 本実施形態のパルスシーケンスの略記法を説明する図。 第２の実施形態の独立６点法の各パルスシーケンスと演算を示す図。 第３の実施形態のアダマール４点法の各パルスシーケンスと演算を示す図。 アダマール４点法のパルスシーケンス（Ａ）の具体例を示す図。 アダマール４点法のパルスシーケンス（Ｂ）の具体例を示す図。 第４の実施形態の各パルスシーケンスと演算を示す図。 第４の実施形態のパルスシーケンス（Ａ）の具体例を示す図。 第４の実施形態のパルスシーケンス（Ｂ）の具体例を示す図。 演算後の等価的なパルスシーケンスと実際に印加されるパルスシーケンスの関係を示す図。 第５の実施形態のパルスシーケンスの第１の説明図。 第５の実施形態のパルスシーケンスの第２の説明図。 第６の実施形態での解析画像生成の概念を示す図。 第７の実施形態での解析画像生成の概念を示す図。 図８の実施形態での解析画像生成の概念を示す第１の図。 図８の実施形態での解析画像生成の概念を示す第２の図。 第９の実施形態での解析画像生成の概念を示す図。 第１０の実施形態での速度ベクトル補正の概念を示す第１の図。 第１０の実施形態での速度ベクトル補正の概念を示す第２の図。 第１１の実施形態の画像解析装置の構成例を示すブロック図。

以下、本発明の実施形態を添付図面に基づいて説明する。

（第１の実施形態）
図１は、第1の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の全体構成を示すブロック図である。実施形態の磁気共鳴イメージング装置１は、磁石架台１００、制御キャビネット３００、コンソール４００、寝台５００等を備えて構成される。

磁石架台１００は、静磁場磁石１０、傾斜磁場コイル１１、ＷＢ（Whole Body）コイル１２等を有しており、これらの構成品は円筒状の筐体に収納されている。寝台５００は、寝台本体５０と天板５１を有している。また、磁気共鳴イメージング装置１は、被検体に近接して配設されるアレイコイル２０を有している。

制御キャビネット３００は、傾斜磁場電源３１（Ｘ軸用３１ｘ、Ｙ軸用３１ｙ、Ｚ軸用３１ｚ）、ＲＦ受信器３２、ＲＦ送信器３３、及びシーケンスコントローラ３４を備えている。

磁石架台１００の静磁場磁石１０は、概略円筒形状をなしており、被検体（患者）の撮像領域であるボア（静磁場磁石１０の円筒内部の空間）内に静磁場を発生させる。静磁場磁石１０は超電導コイルを内蔵し、液体ヘリウムによって超電導コイルが極低温に冷却されている。静磁場磁石１０は、励磁モードにおいて静磁場用電源（図示せず）から供給される電流を超電導コイルに印加することで静磁場を発生し、その後、永久電流モードに移行すると、静磁場用電源は切り離される。一旦永久電流モードに移行すると、静磁場磁石１０は長時間、例えば１年以上に亘って、大きな静磁場を発生し続ける。なお、静磁場磁石１０を永久磁石として構成しても良い。

傾斜磁場コイル１１も概略円筒形状をなし、静磁場磁石１０の内側に固定されている。この傾斜磁場コイル１１は、傾斜磁場電源（３１ｘ、３１ｙ、３１ｚ）から供給される電流によりＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の方向に傾斜磁場を被検体に印加する。

寝台５００の寝台本体５０は天板５１を上下方向に移動可能であり、撮像前に天板５１に載った被検体を所定の高さまで移動させる。その後、撮影時には天板５１を水平方向に移動させて被検体をボア内に移動させる。

ＷＢコイル１２は、傾斜磁場コイル１１の内側に被検体を取り囲むように概略円筒形状に固定されている。ＷＢコイル１２は、ＲＦ送信器３３から伝送されるＲＦパルスを被検体に向けて送信する一方、また、水素原子核の励起によって被検体から放出される磁気共鳴信号を受信する。

アレイコイル２０はＲＦコイルであり、被検体から放出される磁気共鳴信号を被検体に近い位置で受信する。アレイコイル２０は、例えば、複数の要素コイルから構成される。アレイコイル２０は、被検体の撮像部位に応じて、頭部用、胸部用、脊椎用、下肢用、或いは全身用など種々のタイプがあるが、図１では胸部用のアレイコイル２０を例示している。

ＲＦ送信器３３は、シーケンスコントローラ３４からの指示に基づいて、ＷＢコイル１２にＲＦパルスを送信する。一方、ＲＦ受信器３２は、ＷＢコイル１２やアレイコイル２０によって受信された磁気共鳴信号を検出し、検出した磁気共鳴信号をデジタル化して得られる生データをシーケンスコントローラ３４に送る。

シーケンスコントローラ３４は、コンソール４００による制御のもと、傾斜磁場電源３１、ＲＦ送信器３３およびＲＦ受信器３２をそれぞれ駆動することによって被検体のスキャンを行う。そして、シーケンスコントローラ３４は、スキャンを行ってＲＦ受信器３２から生データを受信すると、その生データをコンソール４００に送る。

シーケンスコントローラ３４は、処理回路（図示を省略）を具備している。この処理回路は、例えば所定のプログラムを実行するプロセッサや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等のハードウェアで構成される。

コンソール４００は、処理回路４０、記憶回路４１、入力デバイス４２、及びディスプレイ４３を有するコンピュータとして構成されている。

記憶回路４１は、ＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭ（Random Access Memory）の他、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）や光ディスク装置等の外部記憶装置を含む記憶媒体である。記憶回路４１は、各種の情報やデータを記憶する他、処理回路４０が具備するプロセッサが実行する各種のプログラムを記憶する。

入力デバイス４３は、例えば、マウス、キーボード、トラックボール、タッチパネル等であり、各種の情報やデータを操作者が入力するための種々のデバイスを含む。ディスプレイ４２は、液晶ディスプレイパネル、プラズマディスプレイパネル、有機ＥＬパネル等の表示デバイスである。

処理回路４０は、例えば、ＣＰＵや、専用又は汎用のプロセッサを備える回路である。プロセッサは、記憶回路４１に記憶した各種のプログラムを実行することによって、後述する各種の機能を実現する。処理回路４０は、ＦＰＧＡ（field programmable gate array）やＡＳＩＣ（application specific integrated circuit）等のハードウェアで構成してもよい。これらのハードウェアによっても後述する各種の機能を実現することができる。また、処理回路４０は、プロセッサとプログラムによるソフトウェア処理と、ハードウェア処理とを組み合わせて、各種の機能を実現することもできる。

これらの各構成品によって、コンソール４００は、磁気共鳴イメージング装置１全体を制御する。具体的には、検査技師等の操作者による、マウスやキーボード等（入力デバイス４２）の操作によって撮像条件その他の各種情報や指示を受け付ける。そして、処理回路４０は、入力された撮像条件に基づいてシーケンスコントローラ３４にスキャンを実行させる一方、シーケンスコントローラ３４から送信された生データに基づいて画像を再構成する。再構成された画像はディスプレイ４３に表示され、或いは記憶回路４１に保存される。

さらに、実施形態の磁気共鳴イメージング装置１では、後述する所定のパルスシーケンスによるスキャンの実行によって得られるＭＲ信号から複素画像を再構成し、この複素画像から、流体振幅画像及び流速画像を生成する。さらに、流体振幅画像に含まれる流体の動態情報、及び流速画像に含まれる速度情報を融合して解析画像を生成する。

図２は、上述した流体振幅画像及び流速画像の生成、及び解析画像の生成に関する磁気共鳴イメージング装置１のブロック図である。図２に示すように、磁気共鳴イメージング装置１の処理回路４０は、撮像条件設定機能４１０、複素画像生成機能４２１、流体振幅画像生成機能４２２、流体位相画像生成機能４２３、流速画像生成機能４２４、解析機能４２６、及び表示制御機能４２７の各機能を実現する。ここで、複素画像生成機能４２１、流体振幅画像生成機能４２２、流体位相画像生成機能４２３、及び流速画像生成機能４２４で、画像生成機能４２０を構成する。上述したように、これらの各機能は、例えば、処理回路４０が具備するプロセッサが所定のプログラムを実行することによって実現される。

また、図１に示す磁気共鳴イメージング装置１の構成のうち、コンソール４０以外の構成品（制御キャビネット３００、磁石架台１００及び寝台５００）で、収集部６００を構成している。

上記各構成のうち、撮像条件設定機能４０１は、撮像で使用するパルスシーケンスの種類や、パルスシーケンス内の各種のパラメータ等の撮像条件をシーケンスコントローラ３４に設定する。これらの撮像条件は、例えば、入力デバイス４２を介して操作者によって入力される。或いは、既に記憶されている撮像条件に対して、入力デバイス４２を介した操作によって、操作者が変更することもできる。

図３は、第１の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１の処理例を示すフローチャートである。以下、このフローチャートと、図４乃至図１０を用いて、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の具体的な処理を順次説明していく。

図３のステップＳＴ１００で、ＡＳＬ法とＰＣ法とが複合されたパルスシーケンスを設定する。ステップＳＴ１００は、図２の撮像条件設定機能４１０が行う処理である。

図４は、第１の実施形態で設定するパルスシーケンスを例示する図である。第１の実施形態では、図４に示すように、パルスシーケンス（Ａ）及びパルスシーケンス（Ｂ）の２種類のパルスシーケンスを使用して、それぞれ独立にＭＲ信号を収集する。このため、第１の実施形態でのＭＲ信号の収集方法を独立２点法と呼ぶものとする。

パルスシーケンス（Ａ）及びパルスシーケンス（Ｂ）は、夫々、標識化シーケンスと、収集シーケンスとを有している。図４に示すパルスシーケンス（Ａ）及びパルスシーケンス（Ｂ）の夫々の１段目は、ＲＦパルスの印加タイミングとＭＲ信号の収集タイミングを示している。また、パルスシーケンス（Ａ）及びパルスシーケンス（Ｂ）の夫々の２段目はＺ方向傾斜磁場Ｇｚの印加タイミングを示し、３段目はＹ方向傾斜磁場Ｇｙの印加タイミングを示し、４段目はＸ方向傾斜磁場Ｇｘの印加タイミングを示している。

図４に示す例では、スライス方向傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐ、及びリードアウト方向傾斜磁場Ｇｒを、夫々、Ｇｚ、Ｇｙ、及びＧｘに対応させているが、Ｇｓ、Ｇｐ、及びＧｒは、Ｇｚ、Ｇｙ、及びＧｘと独立して設定することもできる。

標識化シーケンスは、流体のスピンの縦磁化の大きさを変えるＡＳＬ（Arterial Spin Labeling）パルスを含んでいる。ＡＳＬパルスには、タグパルスとコントロールパルスの２種類がある。以下、タグパルスとコントロールパルスとを総称して、ＡＳＬパルスと呼ぶ。図４に示す例では、パルスシーケンス（Ａ）は、ＡＳＬパルスとしてコントロールパルスを有しており、パルスシーケンス（Ｂ）は、ＡＳＬパルスとしてタグパルスを有している。なお、コントロールパルスとタグパルスは、同じフリップ角を有するものの、その印加領域が互いに異なっている。

標識化シーケンスのＡＳＬパルスの印加から所定の待ち時間ＴＩ後に、収集シーケンスが印加される。収集シーケンスは、横磁化の位相を流体の速度に応じて変化させる傾斜磁場パルスである速度エンコード(velocity enocode: VENC)パルスを有している。以下、速度エンコードパルスを、ＶＥＮＣパルスと呼ぶ。ＶＥＮＣパルスはＦＥ（Field Echo）法の場合は、図４等に示すように双極性(bipolar)型である。また図示してないが、ＳＥ（Spin Echo）法の場合は、同極性（unipolar）の傾斜磁場パルスが、リフォーカスパルス（１８０°パルス）を挟んで２つ設けられており、この２つの同極性パルスがＶＥＮＣパルスとなる。以下ＦＥ法の場合のＶＥＮＣパルスで説明する。ＶＥＮＣパルスは、励起パルスとリードアウト傾斜磁場の間に印加される。

ＶＥＮＣパルスも２つの種類を持っている。第１の種類は、正極の傾斜磁場パルスの後に負極の傾斜磁場パルスが続くものであり、以下、このＶＥＮＣパルスを正のＶＥＮＣパルスと呼び、「ＶＥＮＣ（＋）パルス」と略称する。第２の種類は、負極の傾斜磁場パルスの後に正極の傾斜磁場パルスが続くものであり、以下、このＶＥＮＣパルスを負のＶＥＮＣパルスと呼び、「ＶＥＮＣ（−）パルス」と略称する。図４に示す例では、パルスシーケンス（Ａ）の収集シーケンスはＶＥＮＣ(＋)パルスを有しており、パルスシーケンス（Ｂ）の収集シーケンスはＶＥＮＣ(−)パルスを有している。

ＡＳＬパルスの種類とＶＥＮＣパルスの種類の組み合わせは、図４の例に限定されない。２つのパルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）のうち、一方のパルスシーケンスが有するＡＳＬパルスの種類と、他方のパルスシーケンスが有するＡＳＬパルスの種類とが異なればよく、同様に、一方のパルスシーケンスが有するＶＥＮＣパルスの種類と、他方のパルスシーケンスが有するＶＥＮＣパルスの種類とが異なればよい。

２つのパルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）の収集シーケンスでは、上述したように、ＶＥＮＣパルスの種類が異なるものの、それ以外の傾斜磁場（即ち、スライス選択傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場）及び励起パルスは、パルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）の間で同じである。

なお、図４では、図の複雑化を避けるために、１つの位相エンコードに対応する１つの収集シーケンスのみを示しているが、画像を形成するためには複数の位相エンコードが必要となる。

図５は、複数の位相エンコード（ＰＥ１、ＰＥ２、ＰＥ３、ＰＥ４・・・）に対応する複数の収集シーケンス（即ち、収集シーケンス群）と、標識化シーケンスとの関係を例示した図である。図５の収集シーケンス群の中の１つのハッチング領域が、図４の収集シーケンスに対応する。

１つの画像を生成するために必要な位相エンコードの数が、例えば１２８の場合には、収集シーケンス群は１２８の収集シーケンスを有することになる。この場合、パルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）の夫々の待ち時間ＴＩは、ＡＳＬパルスの印加から、位相エンコード量がゼロ（即ち、ｋｙ＝０）に対応する収集シーケンスの印加までの時間となる。

パルスシーケンス（Ａ）及び（Ｂ）を複数回繰り返して、１つの画像を生成するためのＭＲ信号を収集してもよい。例えば、パルスシーケンス（Ａ）及び（Ｂ）の夫々の収集シーケンス群に３２の収集シーケンスを持たせた場合、パルスシーケンス（Ａ）及び（Ｂ）を４回繰り返すことによって、画像生成に必要な１２８の位相エンコード量に対応するＭＲ信号を収集することができる。

図６は、コントロールパルスの印加領域、タグパルスの印加領域、及び撮像領域の印加領域の関係を説明する図である。従来のＡＳＬ法と同様に、本実施形態のパルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）においても、コントロールパルスの印加領域、タグパルスの印加領域、及び撮像領域の印加領域は、ＥＰＩＳＴＡＲやＡＳＴＡＲ等のＳＴＡＲ（signal targeting with alternating radiofrequency）系の撮像法と、ＦＡＩＲ（flow-sensitive alternating inversion recovery）系の撮像法とで異なる。

ＳＴＡＲ系では、図６（ａ）に示すように、タグパルスは、撮像領域よりも上流側の領域に印加される。タグパルスの印加によって、撮像領域に流入する血液等の流体の縦磁化の大きさが変化する。即ち、撮像領域に流入する流体が標識される。一方、コントロールパルスは、撮像領域よりも下流側の領域に印加される。コントロールパルスは、ＭＴ（magnetic transfer ）効果を抑制するためのものであり、流入流体の縦磁化には変化を与えないように印加するのが望ましい。

他方、ＦＡＩＲ系では、図６（ｂ）に示すように、タグパルスは、撮像領域、撮像領域よりも上流側の領域、及び撮像領域よりも下流側の領域を含む領域に印加される。一方、コントロールパルスは、撮像領域とほぼ同じ領域に印加される。

なお、パルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）の励起パルスは、ＳＴＡＲ系、ＦＡＩＲ系のどちらにおいても、撮像領域に印加される。

図７は、図３のフローチャートのステップＳＴ１０１からステップＳＴ１０５までの処理の概念を示す図である。

図７の左側１列目の処理は図３のステップＳＴ１０１に対応する処理である。ステップＳＴ１０１では、上述した２つのパルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）を被検体に印加して、夫々のパルスシーケンスに対応するＭＲ信号を収集する。ステップＳＴ１０１の処理は、図２の収集部６００が行う。

図７の左から２列目の処理は図３のステップＳＴ１０２に対応する処理である。ステップＳＴ１０２では、パルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）で収集したＭＲ信号を逆フーリエ変換等の処理によって再構成して、それぞれ複素画像を生成する。ステップＳＴ１０２の処理は、図２の複素画像生成機能４２１が行う。

標識化シーケンスにコントロールパルスを含むパルスシーケンス（Ａ）に対応する複素画像をコントロール画像と呼び、標識化シーケンスにタグパルスを含むパルスシーケンス（Ｂ）に対応する複素画像をタグ画像と呼ぶものとする。

今、コントロール画像の画素値の振幅をＡ_contとし、位相をΦ_contとすると、画素値（複素数）Ｓ_contは、次の（式１）で表される。

同様に、タグ画像の画素値の振幅をＡ_tagとし、位相をΦ_tagとすると、画素値（複素数）Ｓ_tagは、次の（式２）で表される。

図７の上段３列目の処理は図３のステップＳＴ１０３に対応する処理である。ステップＳＴ１０３では、コントロール画像とタグ画像の夫々の振幅の差分を行って、流体振幅画像を生成する。ステップＳＴ１０３の処理は、図２の流体振幅画像生成機能４２２が行う。具体的には、コントロール画像とタグ画像の夫々の対応画素の振幅Ａ_contとＡ_tagとを加減算することによって、以下の（式３）で示すように、流体振幅画像の画素値Ａ_flowを算出する。（式３）の加減算処理を全ての画素に対して行うことにより、流体振幅画像を生成する。

ここで、（式３）におけるパラメータｐは、タグパルスのフリップ角が９０度よりも大きい場合は、タグ画像の収集シーケンスの印加時における縦磁化の符号によって、「＋１」又は「−１」のいずれかの値をとる。より詳しくは、後述の（式１２）〜（式１４）を用いて説明する。

なお、タグパルスのフリップ角が９０度以下の場合は、図８（ｃ）の実線に示すように、タグパルスで倒された縦磁化は、常に正の領域で回復していく。したがって、この場合には、待ち時間ＴＩの値に因らず、（式３）のパラメータｐの値を常に＋１とする。

流体振幅画像の生成の概念を、図８（ａ）〜図８（ｃ）、及び図９（ａ）を用いてさらに説明する。なお、本実施形態が対象とする流体は、血液の他、ＣＳＦ等も含むものであるが、以下では、流体が血液であるものとして説明する。

図８（ａ）及び図８（ｂ）の上段は、ＡＳＬパルス（タグパルス又はコントロールパルス）の印加タイミングと、励起パルスの印加タイミング及びＭＲ信号の収集タイミングを示す。励起パルスの後にＶＥＮＣ（−）パルス又はＶＥＮＣ（＋）パルスが印加されるが、図８（ａ）では図示を省略している。

図８（ａ）の下段は、タグパルスのフリップ角が９０度よりも大きい場合の縦磁化の変化を実線で示している。タグパルスのフリップ角が９０度よりも大きい場合（例えば、フリップ角が１８０度で、縦磁化を反転させる場合）、上述したように、タグパルスが印加された領域の血液の縦磁化は、タグパルスの印加直後に負となり、その後縦磁化の回復に伴って正の値に回復していく。

ＳＴＡＲ系の撮像法及びＦＡＩＲ系の撮像法のいずれにおいても、図６に示したようにタグパルスは撮像領域の上流側の領域に印加される。タグパルスが印加された血液、即ち、タグパルスで標識された血液は、撮像領域の上流側の領域から撮像領域に流入してくる。そして、流入血液（inflow blood）の回復途中の縦磁化は、励起パルスによって横磁化に倒されてＭＲ信号となる。したがって、タグパルスで標識された流入血液のＭＲ信号の大きさは、実線で示した縦磁化の大きさに比例したものとなり、タグパルスから励起パルスまでの待ち時間ＴＩに応じて異なる値を示す。

一方、ＳＴＡＲ系の撮像法では、タグパルスは撮像領域には印加されない。したがって、タグパルス印加時に撮像領域内に存在する血液、及び撮像領域内の血液以外の実質部（以下、この実質部を背景と呼ぶ）は、タグパルスの印加の影響を受けない。したがって、タグパルスを有するパルスシーケンス（Ｂ）で収集されるＭＲ信号から生成されるタグ画像は、タグパルスの印加から待ち時間ＴＩ後に撮像領域に流入してくる血液だけが、図８（ａ）の実線Ｓ_tagで示すように、タグパルスによる縦磁化の変化を受けたものとなる。

他方、パルスシーケンス（Ａ）に含まれるコントロールパルスは、撮像領域の下流側の領域に印加される。したがって、コントロールパルスの印加時に撮像領域に存在していた血液、及びコントロールパルス印加後に撮像領域に流入してくる血液は、いずれもコントトロールパルスによる縦磁化の変化を受けず、図８（ｂ）に破線Ｓ_contで示すように一定の値となる。また、撮像領域内の背景もコントロールパルスの影響を受けない。したがって、コントロール画像とタグ画像とでは、撮像領域内の背景及びコントロールパルスの印加時において撮像領域内に存在する血液は、基本的には同じ振幅を示すことになる。

結果として、コントロール画像の各画素値の振幅と、タグ画像の各画素値の振幅の加減算処理によって得られる画像は、タグパルスの印加から待ち時間ＴＩ後に撮像領域に流入した血液のみが強調された流体振幅画像となる。即ち、図９（ａ）に示すように、流体振幅画像では、血液の移動速度をＶとした場合、標識された血液が待ち時間ＴＩの間に移動した距離（Ｚ＝Ｖ*ＴＩ）の位置に、標識化（タギング）された流入血液の塊（bolus）が描出されることになる。

図８（ｃ）は、タグパルスのフリップ角が９０度の場合の縦磁化の変化を示している。タグパルスのフリップ角が９０度の場合、タグパルスが印加された領域の血液の縦磁化はゼロとなり、その後縦磁化の回復に伴って正の値に回復していく。この場合であっても、実線で示すタグ画像の流入血液の縦磁化Ｓ_tagと、破線で示すコントロール画像の血液或いは背景の縦磁化Ｓ_contとの間に差を生じさせることが可能である。したがって、図９（ａ）に示すように、標識化（タギング）された流入血液の塊が描出された流体振幅画像を生成することが可能である。

また、タグパルス（或いはコントロールパルス）のフリップ角は、必ずしも１８０°パルスや、９０°パルスである必要はなく、縦磁化の大きさを変化させることができればよく、その意味において、任意のフリップ角に設定することができる。

図７及び図３に戻り、図７の下段３列目の処理は図３のステップＳＴ１０４に対応する処理である。ステップＳＴ１０４では、コントロール画像とタグ画像の夫々の位相の差分を行って、流体位相画像を生成する。ステップＳＴ１０４の処理は、図２の流体位相画像生成機能４２３が行う。

図４で示したように、第１の実施形態で使用するパルスシーケンスでは（他の実施形態も同様であるが）、収集シーケンスにおいて、励起パルスの後にＶＥＮＣパルスを有している。このＶＥＮＣパルス（ＶＥＮＣ(＋)パルス又はＶＥＮＣ(−)パルス）により、励起パルスで生じた横磁化の位相は血流の速度に応じて変化する。

ＶＥＮＣパルスの傾斜磁場をＧ（ｔ）、ＶＥＮＣパルスの印加方向（正方向）への血流速度をＶ（ｔ）、励起パルスからＭＲ信号のピークまでの時間（即ち、エコー時間）をＴＥとすると、ＶＥＮＣパルスがＶＥＮＣ(−)パルスの場合、横磁化の位相変化量は負方向（時計まわり、数学的には負方向）となり、以下の（式４）で表される。

ここで、γは磁気回転比である。

通常、生体での血流などの速度変化に対してＴＥは十分短いため、ｔ＝ＴＩ（ｎ）における計測時の速度がＴＥの間は維持されると仮定できる。そこで、Ｖ（ｔ）＝Ｖ[ＴＩ（ｎ）]（ｎは自然数）とおくと、（式４）は次の（式５）となる。

ここで、

とおくと、（式５）は、さらに（式６）となる。

（式６）は、待ち時間ＴＩが複数の場合の式であるが、図４に示すように、待ち時間ＴＩが１つの場合は、（式６）は、以下の（式７）となる。

一方、ＶＥＮＣパルスがＶＥＮＣ(＋)パルスの場合、位相の回転は逆方向（即ち、正方向）となり、この場合の位相変化量は、以下の（式８）で表される。

図８（ｄ）は、ＶＥＮＣ(＋)パルスに対応するパルスシーケンス（Ａ）で収集される信号から生成したコントロール画像（複素画像）の画素値（複素数）Ｓcontと、ＶＥＮＣ(−)パルスに対応するパルスシーケンス（Ｂ）で収集される信号から生成したタグ画像（複素画像）の画素値（複素数）Ｓtagの位相関係を示す図である。
ここで、図８（ｄ）の左側の図は、待ち時間がＴＩｎｕｌｌ以上の場合に対応し、図８（ｄ）の右側の図は、待ち時間がＴＩｎｕｌｌ未満の場合に対応する。

ステップＳＴ１０４では、コントロール画像の画素値の位相と、タグ画像の画素値の位相との差分処理を行って流体位相画像を生成する。コントロール画像の画素値の位相をΦcontとし、タグ画像の画素値の位相をΦtagとすると、流体位相画像の位相Φflowは、次の（式９）で表される。
Φflow＝（Φcont−Φtag）
＝（Φｍ−(−Φｍ)＝２Φｍ （式９）
ただし待ち時間ＴＩがＴＩｎｕｌｌ未満の場合には、縦磁化が負となるため、タグ画像の画素値の位相Φtagを、πだけシフトさせる。より詳しくは、後述の（式１５）〜（式１７）を用いて説明する。

再び図７及び図３に戻り、図７の下段４列目の処理は図３のステップＳＴ１０５に対応する処理である。ステップＳＴ１０５では、上記のように生成した流体位相画像から、流速画像を生成する。具体的には、（式７）〜（式９）から、以下の（式１０）、（式１０−１）によって流速Ｖ[ＴＩ]を画素毎に算出する。
２Ｖ[ＴＩ]＝２Φｍ／Ｍ＝Φflow／Ｍ （式１０）
Ｖ[ＴＩ]＝Φｍ／Ｍ＝（Φflow／Ｍ）／２ （式１０−１）

図９（ｂ）は、流速画像の一例を示す図である。（式１０）で算出した画素毎の速度を、例えばベクトルの長さに対応させ、そのベクトルを画素毎に配置することで流速画像を生成する。或いは、所定の範囲の画素をグループ化し、グループ内の画素の平均速度に対応するベクトルをグループ毎に配置してもよい。

なお、後述するように、複数の待ち時間ＴＩに対応して複数の複素画像が得られる場合には、ＴＩの番号をｎとするとき、（式１０）は以下の（式１１）となる。
Ｖ[ＴＩ(ｎ)]＝２Φｍ（ｎ）／Ｍ＝Φflow（ｎ）／Ｍ （式１１）
また、図４で示した独立２点法のパルスシーケンスでは、ＶＥＮＣ(−)パルス及びＶＥＮＣ（＋）パルスの印加はＺ方向のみになっている。したがって、（式１０）、（式１１）で得られる血流の速度はＺ方向成分のみとなる。

速度情報を３軸方向のベクトルとして得るためには、ＶＥＮＣ(−)パルス及びＶＥＮＣ（＋）パルスを、Ｘ方向、Ｙ方向、Ｚ方向の各軸に印加する必要があり、そのようなパルスシーケンスは、独立６点法或いはアダマール４点法として、後述する。

上述した独立２点法は、独立６点法或いはアダマール４点法に比べて撮像時間が短いという利点がある。また、人体での主要な血管に走行方向は、基本的に頭足方向（即ち、Ｚ方向）であるため、上述した独立２点法でも有用な場合が多い。

図３のステップＳＴ１０６では、流体振幅画像と流速画像に基づく解析を行う。ＳＴ１０６の処理は解析機能４２６が行う。解析機能４２６は、例えば、流体振幅画像と流速画像とを合成したフュージョン画像を解析画像として生成する。

図１０は、フュージョン画像の概念を示す図である。図１０（ａ）、（ｂ）は、図９（ａ）、（ｂ）と同じ図であるが、これらを合成することによって、図１０（ｃ）に示されるフュージョン画像が生成される。図１０（ｃ）に示すフュージョン画像は、流速方向がＺ方向のみであり、また、待ち時間ＴＩが１つ（即ち、タギングされた血液の位置が１つ）である。以下、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向の流速成分や、複数の待ち時間ＴＩ（ｎ）に対応した流体振幅画像及び流速画像を生成する実施形態について、順次説明していく。

（第２の実施形態）
第１の実施形態は、２つのパルスシーケンス（Ａ）及び（Ｂ）を使用するため、「独立２点法」と呼んでいる。これに対して、第２の実施形態は、６つのパルスシーケンス（Ａ）〜（Ｆ）を夫々使用するものであり、「独立６点法」と呼ぶものとする。

第２の実施形態、及びこれ以降に説明する実施形態では、使用するパルスシーケンスの種類が増えるため、パルスシーケンスの表記や演算が煩雑となる。そこで、パルスシーケンスの表記や演算を簡略化して説明する。図１１は、前述した独立２点法を例にとって、これらの略記方法を説明する図である。

独立２点法におけるパルスシーケンス（Ａ）では、標識化シーケンスのＡＳＬパルスの種別として「コントロール」パルスを有し、また、収集シーケンスのＶＥＮＣパルスの種別として、ＶＥＮＣ(＋)パルスをＺ方向にのみ有している。そこで、パルスシーケンス（Ａ）の表記として、図１６に示すように、コントロールパルスに対応するラベリング種別（即ち、ＡＳＬパルスの種別）として「１」と略記する。また、ＶＥＮＣパルスの方向毎の有無と種類として、Ｘ方向及びＹ方向は「０」、Ｚ方向は「１」と略記する。

同様に、独立２点法におけるパルスシーケンス（Ｂ）では、標識化シーケンスのＡＳＬパルスの種別として「タグ」パルスを有し、また、収集シーケンスのＶＥＮＣパルスの種別として、ＶＥＮＣ(−)パルスをＺ方向にのみ有している。そこで、パルスシーケンス（Ｂ）の表記として、図１１に示すように、タグパルスに対応するラベリング種別として「−１」と略記する。また、ＶＥＮＣパルスの方向毎の有無と種類として、Ｘ方向及びＹ方向は「０」、Ｚ方向は「−１」と略記する。

また、独立２点法において、コントロール画像（パルスシーケンス（Ａ）に基づいて生成される画像）と、タグ画像（パルスシーケンス（Ａ）に基づいて生成される画像）とから、流体振幅画像及び流体位相画像を生成する演算は、差分処理であるため、この演算を「Ａ−Ｂ」と表記する。

なお、タグパルスのフリップ角が９０°よりも大きい場合は、図８（ａ）及び図８（ｂ）から判るように、縦磁化は負から正に回復していく。今、縦磁化がゼロを通過するときの待ち時間をＴＩnullと記載するものとする。

そうすると、この演算は、待ち時間ＴＩがＴＩnullよりも短い場合は、コントロール画像の振幅とタグ画像の振幅を加算して流体振幅画像の振幅Ａflowを算出することになる。一方、待ち時間ＴＩがＴＩnull以上の場合はコントロール画像の振幅からタグ画像の振幅を減算して、流体振幅画像の振幅Ａflowを算出することになる。即ち、以下の演算を行うことになる。
Ａflow＝|Ｓcont|＋|Ｓtag|＝Ａcont＋Ａtag （ＴＩ＜ＴＩnull） （式１２）
Ａflow＝|Ｓcont|−|Ｓtag|＝Ａcont−Ａtag （ＴＩ≧ＴＩnull） （式１３）

（式１２）、（式１３）は、次の（式１４）として表記することもできる。
Ａflow＝|Ｓcont|−ｐ|Ｓtag| （式１４）
ｐ＝−１ （ＴＩ＜ＴＩnull）
ｐ＝＋１ （ＴＩ≧ＴＩnull）

ここで、タグパルスのフリップ角が１８０°の場合であって、待ち時間ＴＩがゼロに近い場合、（式２７）で算出される流体振幅画像の振幅値は、コントロール画像及びタグ画像の夫々の振幅値の２倍となる。そこで、上記の演算で得られる振幅を「２」と略記するものとする。

一方、位相の差分処理に関しては、待ち時間がＴＩnullよりも短い場合は、図８（ｄ）に示すように、タグ画像の位相に１８０°加算して補正した後、コントロール画像の位相と補正後のタグ画像の位相を差分して、流体位相画像の位相Φflowを算出する。一方、待ち時間がＴＩnull以上の場合は、１８０°加算の補正を行うことなく、コントロール画像の位相とタグ画像の位相をそのまま差分して、流体位相画像の振幅位相Φflowを算出する。即ち、タグ画像の位相Φに対して以下の演算を行って補正後のΦtagを求める。
Φtag＝−Φｍ＋π （ＴＩ＜ＴＩnull） （式１５）
Φtag＝−Φｍ （ＴＩ≧ＴＩnull） （式１６）
Φflow＝（Φcont−Φtag）＝２Φｍ （式１７）

（式１５）〜（式１７）の演算により、血液の縦磁化の符号がＴＩnullを境に変化しても、流体画像の位相Φflowを定量的に正しく求めることができる。

一方、式（１７）から判るように、コントロール画像の位相Φcontと、タグ画像の位相Φtagの差分は、「２Φｍ」となる。そこで、演算（Ａ−Ｂ）後の位相を「２」と略記するものとする。

図１２は、第２の実施形態に係る独立６点法の各パルスシーケンスと演算を略記したものである。独立６点法では、パルスシーケンス（Ａ）、（Ｃ）、（Ｅ）の標識化シーケンスのＡＳＬパルスではコントロールパルスを使用し（図１２の略記では「１」）、パルスシーケンス（Ｂ）、（Ｄ）、（Ｆ）の標識化シーケンスのＡＳＬパルスではタグパルスを使用する（図１２の略記では「−１」）。一方、収集シーケンスに関して、パルスシーケンス（Ａ）及び（Ｂ）では、Ｘ方向にＶＥＮＣ(＋)パルス及びＶＥＮＣ(−)パルスを夫々印加し、パルスシーケンス（Ｃ）及び（Ｄ）では、Ｙ方向にＶＥＮＣ(＋)パルス及びＶＥＮＣ(−)パルスを夫々印加し、パルスシーケンス（Ｅ）及び（Ｆ）では、Ｚ方向にＶＥＮＣ(＋)パルス及びＶＥＮＣ(−)パルスを夫々印加する。

そして、各パルスシーケンスで収集した画像Ａ〜Ｆに対して、図１２の下段に示すように、Ｐ＝Ａ−Ｂ、Ｑ＝Ｃ−Ｄ、及びＲ＝Ｅ−Ｆの演算を行って、流体振幅画像Ｐ、Ｑ、及びＲ、並びに、及び流体位相画像Ｐ、Ｑ、及びＲを生成する。

流体位相画像Ｐ、Ｑ、及びＲから、Ｘ方向、Ｙ方向、及びＺ方向の速度成分が夫々画素毎に得られる。これにより、流速の３方向成分が得られることになり、流速画像を３次元空間での速度ベクトル分布として表現することが可能となる。

また、Ｓ＝Ａ＋Ｂ＋Ｃ＋Ｄ＋Ｅ＋Ｆ、の演算により、ＡＳＬパルスやＶＥＮＣパルスの影響が相殺されたベース画像を得ることができる。

さらに、Ｐ＋Ｑ＋Ｒ（＝２＋２＋２）の演算を行うことにより、独立２点法の流体振幅画像に対して振幅が３倍の流体振幅画像を得ることができる。つまり、独立６点法では、独立２点法の流体振幅画像よりもＳＮＲが√３倍高い流体振幅画像を得ることができる。

（第３の実施形態）
上記のように、独立６点法では、Ｘ、Ｙ、及びＺの３方向速度成分を得ることができるが、６つのパルスシーケンスを使用するため、撮像時間は独立２点法の３倍となる。第３の実施形態は、ＶＥＮＣ(＋)パルスとＶＥＮＣ(−)パルスの組み合わせに関してアダマールエンコード（Hadamard Encode）と呼ばれる手法を用いることにより、４つのパルスシーケンスによって、Ｘ、Ｙ、及びＺの３方向速度成分を得る方法を提供するものである。この手法を、アダマール４点法と呼ぶものとする。

図１３は、アダマール４点法による４つのパルスシーケンス（Ａ）〜（Ｄ）、及び４つのパルスシーケンス（Ａ）〜（Ｄ）で得られた画像Ａ〜Ｄに対する演算を、前述した略記法で示した図である。

アダマール４点法では、夫々の収集シーケンスにおいて、Ｘ、Ｙ、及びＺの３方向に同時にＶＥＮＣ(−)パルス又はＶＥＮＣ（＋）パルスを有する。

図１４及び図１５は、アダマール４点法のパルスシーケンスの具体例として、パルスシーケンス（Ａ）とパルスシーケンス（Ｂ）を夫々例示する図である。

パルスシーケンス（Ａ）は、図１４に示すように、標識化シーケンスはコントロールパルスを有しており（図１３の略記では、ラベリング種別が「１」となっていることに相当する）、収集シーケンスは、Ｘ、Ｙ、Ｚ方向にそれぞれＶＥＮＣ（＋）パルスを有している（図１３の略記では、Ｘ、Ｙ、Ｚ方向のvenc有無／種別が、「１」、「１」、「１」となっていることに相当する）。

ちなみに、「アダマールエンコード」の名称は、「アダマール行列」に由来する。アダマール行列は、要素が「１」または「−１」のいずれかであり、かつ各行が互いに直交であるような正方行列である。図１８上段の表の右側を、Ｘ〜Ｚ方向を行とし、Ａ〜Ｄ方向を列とする３×４の行列とした場合、この行列はアダマール行列の一部となっている。

一方、パルスシーケンス（Ｂ）は、図１９に示すように、標識化シーケンスはタグパルスを有しており（図１３の略記では、ラベリング種別が「−１」となっていることに相当する）、収集シーケンスは、Ｘ方向とＺ方向にそれぞれＶＥＮＣ(−)パルスを有しており、Ｙ方向にＶＥＮＣ（＋）パルスを有している（図１３の略記では、Ｘ、Ｚ方向のvenc有無／種別が「−１」、Ｙ方向のvenc有無／種別が「１」となっていることに相当する）。

アダマール４点法では、各パルスシーケンスで収集した画像Ａ〜Ｄに対して加減算の演算を行って、流体振幅画像及び流体位相画像を生成する。例えば、図１３の下段に示すように、Ｐ＝Ａ−Ｂ＋Ｃ−Ｄ、Ｑ＝Ａ＋Ｂ−Ｃ−Ｄ、及びＲ＝Ａ−Ｂ−Ｃ＋Ｄ演算を行って、流体振幅画像Ｐ、Ｑ、及びＲ、並びに、及び流体位相画像Ｐ、Ｑ、及びＲを生成する。

流体位相画像Ｐ、Ｑ、及びＲから、Ｘ方向、Ｙ方向、及びＺ方向の速度成分が夫々画素毎に得られる。これにより、独立６点法と同様に、流速の３方向成分が得られることになり、流速画像を３次元空間での速度ベクトル分布として表現することが可能となる。また、流体振幅画像Ｐから、標識された血液の振幅画像が生成される。

アダマール４点法は独立６点法に比べて、撮像時間が（４／６倍）に短縮される。それにもかかわらず、アダマール４点法における演算後の流速画像におけるＸ方向、Ｙ方向、及びＺ方向の速度成分は、独立６点法に比べてＳＮＲが√２倍に向上する。また、アダマール４点法における演算後の流体振幅画像ＰのＳＮＲも、独立６点法に比べて√２倍に向上する。

また、Ｓ＝Ａ＋Ｂ＋Ｃ＋Ｄの演算により、ＡＳＬパルスやＶＥＮＣパルスの影響が相殺されたベース画像を得ることができる。

（第４の実施形態）
ここまで説明してきた独立２点法、独立６点法、及びアダマール４点法は、１つの待ち時間ＴＩ（ＡＳＬパルスから収集シーケンスまでの時間）に対応する流体振幅画像、及び流速画像を生成する方法である。これに対して、以下で説明する各実施形態では、複数の待ち時間に対応した流体振幅画像及び流速画像を生成する手法を提供する。

第４の実施形態の一例は、前述したアダマール４点法の標識化シーケンス内に、複数のＡＳＬパルスを設定し、複数の待ち時間ＴＩに対応する流体振幅画像及び流速画像を生成する。この手法を、マルチラベリング／マルチＴＩ／アダマール４点法と呼ぶものとする。

図１６は、マルチラベリング／マルチＴＩ／アダマール４点法の４つのパルスシーケンス（Ａ）〜（Ｄ）と、各パルスシーケンスで得られた画像Ａ〜Ｄに対する演算方法を略記したものである。前述した第５の実施形態では、収集シーケンス内のＶＥＮＣ(＋)パルスとＶＥＮＣ(−)パルスの組み合わせに関してアダマールエンコード（Hadamard Encode）と呼ばれる手法を用いているが、第４の実施形態では、標識化シーケンス内のコントロールパルス（「１」で略記）とタグパルス（「−１」で略記）の組み合わせに関しても、アダマールエンコードの手法が用いられる。

図１７及び図１８は、第４の実施形態に係るマルチラベリング／マルチＴＩ／アダマール４点法のパルスシーケンスの具体例として、パルスシーケンス（Ａ）とパルスシーケンス（Ｂ）を夫々例示する図である。

例えば、図１７に示すパルスシーケンス（Ａ）では、標識化シーケンス内に４つのコントロールパルスが、夫々異なる待ち時間ＴＩ４〜ＴＩ１に対応して印加される。

また、図１８に示すパルスシーケンス（Ｂ）では、標識化シーケンス内において、異なる待ち時間ＴＩ４〜ＴＩ１に対して、コントロールパルスとタグパルスが交互に４つ印加されている。

マルチラベリング／マルチＴＩ／アダマール４点法でも、第３の実施形態のアダマール４点法と同様に、各パルスシーケンスで収集した画像Ａ〜Ｄに対して加減算の演算を行って、流体振幅画像及び流体位相画像を生成する。例えば、図１６の下段に示すように、Ｐ＝Ａ−Ｂ＋Ｃ−Ｄ、Ｑ＝Ａ＋Ｂ−Ｃ−Ｄ、Ｒ＝Ａ−Ｂ−Ｃ＋Ｄ、及びＳ＝Ａ＋Ｂ＋Ｃ＋Ｄの演算を行って、流体振幅画像Ｐ、Ｑ、Ｒ、及びＳ、並びに、流体位相画像Ｐ、Ｑ、Ｒ、及びＳを生成する。

流体位相画像Ｐ、Ｑ、及びＲから、Ｘ方向、Ｙ方向、及びＺ方向の速度成分が夫々画素毎に得られ、流速の３方向成分が得られることは、第３の実施形態と同様である。

一方、第４の実施形態では、４つの流体振幅画像のうち、流体振幅画像Ｐは、待ち時間ＴＩ４に対応する流体振幅画像となる。即ち、流体振幅画像Ｐでは、撮像領域の上流側の領域で標識された血液が、待ち時間ＴＩ４の間に撮像領域内に移動し、その移動した位置における標識化血液が強調されて描出される。

同様に、流体振幅画像Ｑ、Ｒ、及びＳは、待ち時間ＴＩ３、ＴＩ２，及びＴＩ１に夫々対応する流体振幅画像となる。

図１９は、演算後の流体振幅画像Ｐ、Ｑ、Ｒ、及びＳに対応する等価的なパルスシーケンスと、実際に印加されるパルスシーケンスＡ〜Ｄの関係を示した図である。

第４の実施形態では、夫々の収集シーケンスに４個のＡＳＬパルスを設け、４つの異なる持ち時間ＴＩに対応する流体振幅画像を生成している。収集シーケンスに設けるＡＳＬパルスの数、及び待ち時間の数は、上述した例に限定されるものではなく、８、１６、３２等の２のべき乗の数に増加させることができる。

（第５の実施形態）
図２０は、第５の実施形態のパルスシーケンスと、そのパルスシーケンスによる血液の縦磁化の変化、及び位相の変化を示すものである。

第５の実施形態のパルスシーケンスは、図２０の一段目に示すように、標識化シーケンスに１つのＡＳＬパルス（コントロールパルス又はタグパルス）を設ける一方、標識化シーケンスの後に、複数の収集シーケンスが時系列に設けられている。

ＡＳＬパルスに最も近い収集シーケンスが最も短い待ち時間ＴＩ１に対応し、ＡＳＬパルスから最も遠い収集シーケンスが最も長い待ち時間ＴＩ（Ｎ）に対応する。図２０に示す例では、それぞれの収集シーケンスによって、待ち時間ＴＩ１〜ＴＩ（Ｎ）のそれぞれに対応するＮ個の流体振幅画像を生成するためのＭＲ信号が収集される。

また、各収集シーケンスは、ＶＥＮＣ（＋）パルス又はＶＥＮＣ(−)パルスを有しており、各収集シーケンスで収集したＭＲ信号から流体位相画像を生成することができる。また、各収集シーケンスは、それぞれが、図５に示した収集シーケンス群であるとしてもよい。この場合、異なる待ち時間ＴＩ１〜ＴＩ（Ｎ）に対応して収集シーケンス群が設けられることになる。そして、それぞれの収集シーケンス群には、画像の全部又は一部を生成するための複数の位相エンコードにそれぞれ対応する複数の収集シーケンスが設けられている。

図２０の二段目は、第７の実施形態のパルスシーケンスのタグパルスによって変化する、血液の縦磁化の変化を示す図である。前述したように、タグパルスのフリップ角が９０°よりも大きい場合は、流体振幅画像を生成する際に、（式１４）の処理が行われる。

具体的には、待ち時間ＴＩ１〜ＴＩ（Ｎ）の夫々に対応する収集シーケンスで収集されたコントロール画像の信号Ｓcont、及びＳtagに対して（式１４）の演算を行うことによって、待ち時間ＴＩ１〜ＴＩ（Ｎ）に対応するＮ個の流体振幅画像Ａflowを生成することができる。

図２０の三段目は、第７の実施形態のパルスシーケンスのＶＥＮＣ(−)パルス又はＶＥＮＣ(−)パルスによって変化する、位相の動きを示したものである。血流の速度が一定の場合は、流体位相画像の相Φｍの値は待ち時間の値に関わらず一定となる。

図２１の三段目、及び四段目の図は、血流の速度が非定常の場合における血流速度、及び位相変化を例示する図である。なお、図２１の一段目及び二段目の図は、図２０の一段目及び二段目と同じである。

血流速度が非定常の場合、例えば、Ｒ波に同期して血流速度が変化する場合、ＡＳＬパルスをＲ波に同期して印加してもよい。この場合、待ち時間ＴＩの長さに応じて流速が変化するため、流体位相画像の相Φｍの値、待ち時間の値に応じて異なる値を示すことになる。

（第６の実施形態）
ここまでは、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１で使用する各種のパルスシーケンスと、これらのパルスシーケンスで収集されるＭＲ信号から、流体振幅画像と流速画像とを生成する手法について説明してきた。

第６の実施形態、及びこれ以降の実施形態では、生成した流体振幅画像及び流速画像を融合した解析を行い、解析画像を生成する。

図２２は、第６の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１で生成する解析画像の一例として、流体振幅画像と流速画像とを融合したフュージョン画像を生成する概念を説明する図である。

図２２（ａ）は、複数の待ち時間ＴＩ（ｎ）（ｎ＝１〜Ｎ）に対応する流体振幅画像を示す図である。図２２（ａ）に示す流体振幅画像は、例えば、第４の実施形態のパルスシーケンス（図１６乃至図１９）の演算後の画像Ｐ〜Ｓから生成することができる。図１６乃至図１９では、４つの待ち時間ＴＩ１〜ＴＩ４に対応するパルスシーケンスを例示したが、前述したように、待ち時間の数Ｎは、８、１６、３２等のように２のべき乗で任意に増やすことが可能である。

また、図２２（ａ）に示す流体振幅画像は、第５の実施形態のパルスシーケンス（図２０及び図２１）で収集されたＭＲ信号の演算後の画像からも生成することができる。図２２（ａ）において、複数のハッチングで示した領域は、タグパルスで標識された血液が、待ち時間ＴＩ１〜ＴＩ（Ｎ）の間に移動し、その移動後の標識流体の領域に対応する。この流体振幅画像は、撮像領域外で標識された血液が、撮像領域に流入し、その後、血管内を移動していく様子を正確に描出するものである。なお、標識された血液画像の重心を求め、例えば、図２２（ａ）のハッチング領域中に黒丸で図示することもできる。このように、流体振幅画像から、標識された血液の正確な位置を含む動きに関する情報を、流体振幅画像から得ることができる。

ただし、図２２（ａ）に示す流体振幅画像では、血管内を移動する標識流体の位置が、待ち時間ＴＩ１〜ＴＩ（Ｎ）に対応した離散的な位置として描出される。この離散的な位置と、待ち時間ＴＩ１〜ＴＩ（Ｎ）とから、標識流体の速度を推定することも可能である。しかしながら、このようにして推定した標識流体の速度は、空間的に離散した位置に限定されるため、高い空間分解能で血管領域全体の血流速度を得ることはできない。

一方、図２２（ｂ）は、ＶＥＮＣ（＋）パルス又はＶＥＮＣ(−)パルスによって変化する位相情報を反映した流速位相画像から算出した流速画像を示す。ＶＥＮＣ（＋）パルス又はＶＥＮＣ(−)パルスを、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向に印加することにより、３次元の速度ベクトルとして速度情報を得ることができる。また、流速位相画像では、位相の情報が画素ごとに得られるため、流速位相画像から算出した流速画像では、高い空間分解能で血管領域全体の血流速度を取得することが可能となる。

また、流速画像の速度ベクトルを、血管の上流側から順次積分していくことによって、血液の移動位置を推定することもできる。しかしながら、このようにして推定した血液の位置は、あくまでも、ある時刻における速度ベクトルの分布から推定したものであり、標識された血液の実際の移動位置を表わすものではない。

また、速度ベクトルがノイズ等によって変動している場合には、ノイズも積分処理によって積み重ねられるため、推定した血液の流路は大きな誤差をもつ可能性もある。この結果、推定した血液の流路が、血管の外にはみ出してしまう可能性もある。

このように、流体振幅画像と流速画像は、それぞれが単独では、利点もあり、また、欠点もある。そこで、第６の実施形態では、夫々の利点を得るべく、流体振幅画像と流速画像とを融合させてフュージョン画像を生成している。図２２（ｃ）は、第６の実施形態で生成するフュージョン画像を例示する図である。

このフュージョン画像は、例えば、ディスプレイ４２に表示される。このフュージョン画像により、標識された血液が、血管を実際にどのように動いているのかを知ることができる。また、血管内の血液の速度情報を、速度ベクトルとして、高い分解能で知ることもできる。

図２２（ｃ）に示すフュージョン画像では、複数の待ち時間ＴＩ１〜ＴＩ（Ｎ）に対応した標識化血液を１つの画像内に同時に図示しているが、待ち時間ＴＩ１〜ＴＩ（Ｎ）にそれぞれ対応する標識化血液を、１つずつ時間的に切り換えながら、動画として表示させることもできる。また、この際、待ち時間ＴＩ１〜ＴＩ（Ｎ）に対応して得られる速度ベクトルも、順次切り替えながら、待ち時間ＴＩ１〜ＴＩ（Ｎ）に対応するそれぞれの標識流体の画像と重ねて表示させても良い。

また、フュージョン画像に、Ｔ１強調画像やＴ２強調画像等の形態画像をさらに重畳させた画像を生成し、この重畳画像をディスプレイ４２にてもよい。或いは、フュージョン画像と形態画像とを、ディスプレイ４２に並べて表示してもよい。

（第７の実施形態）
図２３は、第７の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１で生成する解析画像の一例を示す図である。図２３に示す黒丸の位置は、流体振幅画像から得られる、待ち時間ＴＩ１〜ＴＩ（Ｎ）に対応する標識流体の重心位置を示している。

流体振幅画像における流入血液の振幅Ａflowは、図２０、又は図２１の２段目に示すように、待ち時間ＴＩがＴＩnull以上の場合、コントロール画像の振幅|Ｓcont|と、タグ画像の振幅|Ｓtag|との差分となる。

一方、タグ画像では、タグパルスによって標識された流入血液の縦磁化は、経時的に回復していき、タグ画像の流入血液の振幅|Ｓtag|は、標識されていないコントロール画像の血液の振幅|Ｓcont|に近づいていく。つまり、待ち時間が、血液の縦緩和時間と同程度にまで長くなると、コントロール画像とタグ画像との間でのコントラストが小さくなり、流体振幅画像において流入血液を描出することができなくなる。このため、流体振幅画像において流入血液を描出することができる待ち時間ＴＩ、即ち、タグパルスの印加からの経過時間は、２秒から３秒程度である。

そこで、第７の実施形態では、流体振幅画像において流入血液を描出することができる最大の待ち時間をＴＩ（Ｎ）とするとき、最大待ち時間ＴＩ（Ｎ）以上に対応する標識流体の位置を、最大待ち時間ＴＩ（Ｎ）のときの標識流体の位置を始点として、流速位相画像から得られる速度ベクトルを用いて（例えば、最大待ち時間ＴＩ（Ｎ）の時の流速ベクトルＶ[TI(N)]を用いて）推定するものとしている。図２３に示す解析画像では、速度ベクトルから推定した標識流体の位置（Ｒ[x, y, z, TI(N+1)]、Ｒ[x, y, z, TI(N+2)]等を、ハッチングした丸印で示している。

第７の実施形態によれば、縦緩和時間の制約によって、流体振幅画像だけでは実際には描出困難な長い待ち時間ＴＩに対応する標識流体の位置（或いは動き）を、流速画像の速度情報を用いて推定し、表示することが可能となる。

（第８の実施形態）
第８の実施形態では、動脈と静脈の双方が描出されたフュージョン画像を解析画像として生成する。図２４（ａ）は、フュージョン画像を生成する前段階として、流体振幅画像から描出した動脈を示す図である。図２４（ａ）では、動脈を斜線のハッチングで図示している。

図２４（ｂ）は、同じくフュージョン画像を生成する前段階として、流速画像から描出した末梢動脈と静脈を示す図である。図２４（ｂ）では、末梢動脈を濃いハッチングで図示し、静脈を薄いハッチングで図示している。

前述したように、流体振幅画像では、標識された血液（この場合、撮像領域の上流側の領域で標識された動脈の血液）を、所定の待ち時間ＴＩの範囲まで描出することが可能である。このようにして描出された動脈が図２４（ａ）である。ただし、流体振幅画像からは、所定の待ち時間ＴＩ以上に対応する末梢動脈までは描出できない。

一方、ＶＥＮＣ（＋）パルス又はＶＥＮＣ（＋）パルスの大きさを、低速度に設定することにより、流速の小さな末梢動脈や静脈を、流速画像或いは流体位相画像から抽出することができる。図２４（ｂ）では、末梢動脈と静脈とを便宜上異なる種類のハッチングで区別して表示しているが、図２４（ｂ）の画像は、所定の範囲の低速度の流速を描出することで得ているため、実際には、この段階の処理では、末梢動脈と静脈とが区別できるわけではない。つまり、図２４（ｂ）では、実際には、低速血流に対応する血管が、末梢動脈と静脈との区別なく、描出される

図２５（ａ）は、流体振幅画像から得られる動脈の画像（図２４（ａ））と、流速画像から得られる末梢動脈と静脈との画像（図２４（ｂ））とをそのまま合成したフュージョン画像である。

図２５（ｂ）は、血管の空間的な連続性から、動脈と静脈とを分離する処理を行って、動脈と静脈とが分識別されたフュージョン画像である。具体的には、図２４（ａ）に描出された血管（即ち、動脈）と、図２４（ｂ）に描出された血管との空間的な連続性を判定する。そして、図２４（ｂ）に描出された血管のうち、図２４（ａ）に描出された動脈と空間的に連続する血管は、動脈（即ち、末梢動脈）であると判定し、図２４（ａ）に描出された動脈と空間的に連続しない血管は、静脈であると判定する。

このようにして、動脈（図２５（ｂ）において斜線のハッチングで示す血管）と、静脈（図２５（ｂ）において薄いハッチングで示す血管）とが区別されたフュージョン画像を生成することができる。

（第９の実施形態）
図２６は、第９の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１で生成する画像解析の一例を示す図である。

一般に、血液は、主幹動脈から細動脈を経て毛細血管床に流入する。毛細血管床から流出した血液は細い静脈を経て静脈へと流れていく。

一般に、空間分解能上の制約や、低ＳＮＲ等のＭＲＩ装置のデータ収集上の制約によって、通常の撮像条件では、毛細血管を描出するのは困難である。また、毛細血管床を通過する時間、すなわち血液が細動脈から毛細血管に流入し細静脈に流出するまでの時間（以下、この通過時間をＴＴ（Transit Time）と呼ぶものとする）を測定するのも困難である。なお、ＴＴは、通常、５秒〜１０秒程度であるが、閉塞や狭窄などの疾患時は、ＴＴはさらに長くなる。ＴＴを測定するのが困難な理由は、以下による。

前述したように、タグパルスによって標識化された血液の縦磁化は、タグパルスの印加後、縦緩和によって回復していくため、ＡＳＬ法をベースとする流体振幅画像において流入血液を描出することができる待ち時間ＴＩ、即ち、タグパルスの印加からの経過時間は、２秒から３秒程度である。したがって、タグパルスが印加されてから、毛細血管床の流入部までの到達時間が２秒から３秒程度であれば、流体振幅画像から、毛細血管床の流入部までの動脈の速度情報を得ることができる。しかしながら、毛細血管床の内部の血液の速度情報は、空間分解能上の制約やＳＮＲ等の制約により、流体振幅画像からは得ることが難しく、ＴＴを算出することは困難である。

一方、ＰＣ法をベースとする流体位相画像は、前述したように、縦緩和による回復時間の制約を受けない。このため、毛細血管床の流出部よりも下流側にある静脈の血液の速度情報を流体位相画像から得ることが可能である。但し、流体位相画像においても、空間分解能上の制約や、低ＳＮＲ等の制約により、毛細血管床の内部の速度情報を得ることが難しいため、流体振幅画像の情報のみからＴＴを算出することも困難である。
このように、ＡＳＬ法単独、或いはＰＣ法単独では、毛細血管床の通過時間ＴＴを測定するのは困難である。

これに対して、第９の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１は、ＡＳＬ法をベースとする流体振幅画像から得られる速度情報と、ＰＣ法をベースとする流体位相画像から得られる速度情報とを組み合わせることにより、毛細血管床の流入部から流出部までを血液が通過する平均的なＴＴ（以下、この平均的なＴＴを、ＭＴＴ（Mean Transit Time）と呼ぶ）を推定することを可能とするものである。以下、ＭＴＴの推定方法について、図２６を用いて説明する。

図２６（ａ）は図２５（ｂ）と同じ図であり、図２６（ｂ）は、図２６（ａ）の破線楕円部分を拡大した図である。

前述したように、毛細血管床自体を描出することは難しいものの、タグパルスを毛細血管床の下流側（即ち、動脈側）に印加した場合、印加位置から毛細血管床の流入端までの動脈は、ＡＳＬ法をベースとして得られる流体振幅画像によって描出できる。
また、図１７乃至図２１に示すような、待ち時間ＴＩを複数に設定可能なパルスシーケンスを使用することにより、複数の待ち時間ＴＩ（ｎ）（ｎ＝１〜Ｎ）に対応する、標識化された血液の位置Ｒ（ｎ）（ｎ＝１〜Ｎ）を求めることができる。そして、標識化された血液の位置Ｒ（ｎ）から、複数の待ち時間ＴＩ（ｎ）に対応する血液の速度Ｖａ（ｎ）（ｎ＝１〜Ｎ）を算出することができる。例えば、隣り合う標識化された血液の２つの位置、Ｒ（ｎ−１）及びＲ（ｎ）、の差分に基づいて血液の速度Ｖａ（ｎ）を算出することができる。

一方、ＰＣ法をベースとして得られる流速画像（或いは、流体位相画像）から、毛細血管床の流出部から流出する静脈血液の速度Ｖｂ（ｋ）（ｋ＝１〜Ｋ）を、静脈の位置ｋごとに得ることができる。流速画像は、複数の待ち時間ＴＩ（ｎ）毎に生成することができる。ただし、静脈流は概ね定常流とみなすことができるため、速度Ｖｂ（ｋ）は、夫々の位置ｋにおいて、時相間で（即ち、待ち時間ＴＩ（ｎ）の間で）、ほぼ一定と見なすことができる。そこで、夫々の位置ｋにおける速度Ｖｂ（ｋ）を、複数の待ち時間ＴＩ（ｎ）に対して平均した速度＜Ｖｂ（ｋ）＞を、静脈血液の速度（Ｖｂ（ｋ）＝＜Ｖｂ（ｋ）＞）としてもよい。平均することによって、ＳＮＲを高めることができる。

次に、毛細血管床の長さＬを推定する。例えば、図２６（ｃ）に示すように、毛細血管床の流入点であるＡ点の位置を流体振幅画像から求め、毛細血管床の流出点であるＢ点の位置を流速画像から求める。そして、Ａ点とＢ点の位置の差から、毛細血管床の長さＬを推定することができる。

ここで、毛細血管床を通過する血液は、ほぼ定常流であると仮定することができる。つまり、Ａ点の速度Ｖａ（Ｎ）とＢ点の速度Ｖｂ（Ｋ）は、大きさも向きもほぼ同じであると仮定することができる。
そうすると、毛細血管床を通過する血液の平均通過時間ＭＴＴを、
ＭＴＴ＝Ｌ／Ｖａ（Ｎ）、又は、
ＭＴＴ＝Ｌ／Ｖｂ（Ｋ）、又は、
ＭＴＴ＝Ｌ／（（Ｖａ（Ｎ）＋Ｖｂ（Ｋ））／２）
のいずれかの式によって推定することができる。
たとえば、Ｌ＝４ｍｍ、Ｖａ（Ｎ）＝Ｖｂ（Ｋ）＝１ｍｍ／sec、とすると、ＭＴＴ＝４sec、となる。

上述したように、第９の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１によれば、従来のＡＳＬ法のみから得られる情報、或いは、従来のＰＣ法のみから得られる情報からは算出することができなかった、毛細血管床の平均通過時間ＭＴＴを推定することが可能となる。
さらに、第９の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１によれば、図２６（ｃ）に示すように、毛細血管床の内部に擬似的な速度ベクトルが描出されたフュージョン画像を提供することもできる。

例えば、毛細血管床の内部を、静脈側のＢ点から動脈側のＡ点に向かって探索して、速度ベクトルＶｂ（Ｋ）を用いて描出することができる。或いは、逆に、動脈側のＡ点から静脈側のＢ点に向かって探索して、速度ベクトルＶａ（Ｎ）を用いて描出することができる。なお、静脈を流れる標識化血液を擬似的に描出する際には、静脈の流速に合わせた強度のＶＥＮＣ(−)パルス又はＶＥＮＣ（＋）パルスを使用するのが良い。

（第１０の実施形態）
第１０の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１は、流速画像から得られる流速ベクトル情報（或いは、流路情報）を、流体振幅画像から得られる標識流体の位置情報を用いて補正する手法を提供する。図２７は、この手法の概念を説明する図である。

図２７（ａ）の中の黒丸は、流体振幅画像から得られる標識流体の位置（Ｐa（１）、Ｐa（２）、Ｐa（３）等）を表わしている。一方、図２７（ｂ）は補正前の流速ベクトル（或いは、流路）を表わし、図２７（ｃ）は補正後の流速ベクトル（或いは、流路）を表わしている。

前述したように、流体振幅画像から得られる標識流体の位置は、比較的精度良く求めることができる。したがって、隣接する標識流体置の変位の方向は、空間分解能は粗いものの、高い精度で得られる。一方、流速画像から得られる補正前の流速ベクトルは、空間分解能は高いものの、ノイズ等の影響を受けやすく、方向や大きさが真値から揺らぐ。

そこで、以下に説明する速度ベクトルの補正方法では、定性的には、速度ベクトルを、標識流体位置の変位の方向に強く引っ張られるように補正するものである。以下、より具体的な補正方法を、２次元の場合で説明する。

今、速度ベクトルが測定されている画素位置（ｉ, j）に最も近い標識流体位置Ｐａ（ｎ（ｎ＝１〜Ｎ））の変位の方向をＲａ(i, j)とする。ここで、Ｒａ(i, j)はベクトル量である。また、実空間フィルターでｍ×ｎサイズカーネルでの、中心画素からの方向をＲｈ（m, n）とする。ここで、Ｒｈ（m, n）もベクトル量である。

ここで、Ｒａ（ｉ, j）とＲｈ（m, n）の内積から、次の（式１８）で表されるノルムＮ（m, n, I, j）を求める。

ノルムＮ（m, n, i, j）は、標識流体位置の変位方向に平行な方向で最大値１を示し、変位方向に垂直な方向でゼロとなる。

次に、等方的なスムージングフィルタ用カーネルＨ_０(m, n)と、ノルムＮ（m, n, i, j）の積をとって、方向性をもったフィルタカーネルＨ_０(m, n, i, j)を、 次の（式１９）より算出する。

この方向性をもったフィルタカーネルＨ_０(m, n, i, j)は、速度ベクトルが測定されている画素位置（ｉ, j）毎に求められる。

次に、補正前の速度ベクトルＶ(i, j)と、上記の方向性をもったフィルタカーネルＨ_０(m, n, i, j)とで、以下の（式２０）によるコンボルーションをとることによって、補正後の速度ベクトルＶcor(i, j)を算出する。

（式２０）によって、画素位置ごとの速度ベクトルを補正することによって、補正された速度ベクトルの分布を得る。その後、補正後の速度ベクトルＶcor(i, j)を用いて、速度ベクトルの追跡処理を行うことにより、図２７（ｃ）に示すように、滑らかに連続した速度ベクトル（即ち、滑らかな流路情報）を得ることができる。

図２８は、上述した、等方的なスムージングフィルタ用カーネルＨ_０(m, n)、ノルムＮ（m, n, i, j）、及び方向性をもったフィルタカーネルＨ_０(m, n, i, j)を、３×３のサイズで例示したものである。ここで、ノルムＮ（m, n, i, j）は、ケース１のように標識流体位置の変位の方向Ｒａ(i, j)が４５°の場合には、右斜め方向（４５°方向）の要素が「１」となり、これに伴って、方向性をもったフィルタカーネルＨ_０(m, n, i, j)の成分も右斜め方向（４５°方向）が強調されたものとなる。また、ケース２のように、標識流体位置の変位の方向Ｒａ(i, j)が９０°の場合には、垂直方向（９０°方向）の要素が「１」となり、これに伴って、方向性をもったフィルタカーネルＨ_０(m, n, i, j)の成分も垂直方向（９０°方向）が強調されたものとなる。

このように、上記の補正方法は、標識流体位置の変位の方向に近い程強くスムージングされ、逆に標識流体位置の変位の方向と直交する方向に対しては、スムージング効果が弱くなる。等方的なスムージングの場合、全方向にぼけてしまう可能性が有るが、上述した方向性をもつフィルタカーネルによるスムージングによれば、高い精度を示す標識流体位置の変位の方向に速度ベクトルが向く確率が高くなる。

また、速度成分は、静止組織部分ではノイズが支配的となるため、流体振幅画像から血管領域のみを抽出し、抽出した血管領域に対してのみ上記の補正処理を行うことによって、計算時間を短縮することができる。

（第１１の実施形態）
第１１の実施形態は、上述した各実施形態の磁気共鳴イメージング装置１からデータを入力して画像解析を行う画像解析装置４００ａとして構成される。
図２９は、第１１の実施形態の画像解析装置４００ａの構成例を示すブロック図である。画像解析装置４００ａは、処理回路４０ａ、記憶回路４１ａ、ディスプレイ４２ａ、及び入力デバイス４３ａを有するコンピュータとして構成されている。
処理回路４０ａ、記憶回路４１ａ、ディスプレイ４２ａ、及び入力デバイス４３ａは、図２に示す磁気共鳴イメージング装置１のコンソール４００の各構成、処理回路４０、記憶回路４１、ディスプレイ４２、及び入力デバイス４３とほぼ同等の構成と機能を有するため、説明を省略する。
処理回路４０ａは、入力機能４３０、流体振幅画像生成機能４２２ａ、流体位相画像生成機能４２３ａ、流速画像生成機能４２４ａ、解析機能４２６ａ、及び表示制御機能４２７ａの各機能を実現する。
上記各機能のうち、入力機能４３０以外は、図２に示した流体振幅画像生成機能４２２、流体位相画像生成機能４２３、流速画像生成機能４２４、解析機能４２６、及び表示制御機能４２７と同じ機能であるため、説明を省略する。
入力機能４３０は、磁気共鳴イメージング装置１で生成された複素画像である、タグ画像及びコントロール画像のデータを入力し、流体振幅画像生成機能４２２ａ及び流体位相画像生成機能４２３ａに提供する。流体振幅画像生成機能４２２ａ、流体位相画像生成機能４２３ａ、流速画像生成機能４２４ａ、解析機能４２６ａ、及び表示制御機能４２７ａの各機能は、図３に示す処理のうち、ステップＳＴ１０３〜ステップＳＴ１０７の処理を行う。各処理は、既に説明済みであるため、説明を省略する。
なお、磁気共鳴イメージング装置１において、流体振幅画像、及び流体位相画像（或いは流速画像）が生成されている場合は、入力機能４３０は、これらの画像データを入力して、解析機能４２６ａに提供してもよい。

以上説明してきたように、各実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、ＡＳＬ法とＰＣ法の両方の利点を、短い撮像時間で、且つ、同一撮像対象に対して得ることができる。

なお、各実施形態の記載における撮像条件設定機能は、特許請求の範囲の記載における設定部の一例である。また、各実施形態の記載における画像生成機能は、特許請求の範囲の記載における生成部の一例である。また、各実施形態における解析機能は、特許請求の範囲の記載における解析部の一例である。また、各実施形態における流体位相画像、或いは流速画像は、特許請求の範囲の記載における位相画像の一例である。

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。

１ 磁気共鳴イメージング装置
４０ 処理回路
４００ コンソール
４００ａ 画像解析装置
４１０ 撮影条件設定機能
４２０ 画像生成機能
４２１ 複素画像生成機能
４２２ 流体振幅画像生成機能
４２３ 流体位相画像生成機能
４２４ 流速画像生成機能
４２５ 補正機能
６００ 収集部

Claims (14)

1. タグパルスを印加して流体の縦磁化の大きさを変える標識化シーケンスと、励起パルスを印加して磁気共鳴信号を収集する収集シーケンスとを有する少なくとも１つのパルスシーケンスであって、前記収集シーケンスは前記標識化シーケンスの印加後に印加され、前記収集シーケンスは前記流体の速度情報をエンコードする双極性又は同極性の速度エンコードパルスを含み、前記速度エンコードパルスは、前記励起パルスの印加後に印加される、前記少なくとも１つのパルスシーケンスを設定する設定部と、
   前記少なくとも１つのパルスシーケンスを被検体に印加することで、前記収集シーケンスにおいて収集される前記磁気共鳴信号から、前記流体の振幅画像を生成すると共に、前記流体の位相画像を生成する生成部と、
   前記振幅画像に含まれる流体の動態情報と、前記位相画像に含まれる流体の速度情報とを融合して解析画像を生成する解析部と、
   を備える磁気共鳴イメージング装置。
2. ディスプレイと、
   前記解析画像を前記ディスプレイに表示させる表示制御部と、
   をさらに備える請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記設定部が設定する前記少なくとも１つのパルスシーケンスは、ａ）前記タグパルスの印加から前記収集シーケンスまでの待ち時間が異なる複数のパルスシーケンス、又は、ｂ）前記タグパルスに続いて複数の収集シーケンスを有し、前記タグパルスから前記複数の収集シーケンスの夫々までの待ち時間が異なるパルスシーケンスである、
   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、前記異なる待ち時間に夫々対応する複数の前記振幅画像と、前記異なる待ち時間の夫々に対応する複数の前記位相画像を生成し、
   前記解析部は、
   前記タグパルスで標識化した標識流体の、前記異なる待ち時間に対応したぞれぞれの位置を、前記複数の振幅画像から前記動態情報として算出する一方、前記位相画像から前記流体の速度ベクトル又は流線を算出し、
   前記標識流体の夫々の位置と、前記速度ベクトル又は流線とを重畳して前記解析画像を生成する、
   請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記表示制御部は、Ｔ１強調画像を含む形態画像を、前記解析画像に重畳して、或いは、前記解析画像と並べて、前記ディスプレイに表示させる、
   請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 流体の縦磁化の大きさを変えるタグパルスを含む標識化シーケンスと、前記流体の横磁化の位相を前記流体の速度に応じて変化させる速度エンコードパルスを含む収集シーケンスとを有し、前記収集シーケンスは前記標識化シーケンスの後に印加される、少なくとも１つのパルスシーケンスを設定する設定部と、
   前記少なくとも１つのパルスシーケンスを被検体に印加することで収集される磁気共鳴信号から、前記流体の振幅画像を生成すると共に、前記流体の位相画像を生成する生成部と、
   前記振幅画像に含まれる流体の動態情報と、前記位相画像に含まれる流体の速度情報とを融合して解析画像を生成する解析部と、
   を備え、
   前記設定部が設定する前記少なくとも１つのパルスシーケンスは、ａ）前記タグパルスの印加から前記収集シーケンスまでの待ち時間が異なる複数のパルスシーケンス、又は、ｂ）前記タグパルスに続いて複数の収集シーケンスを有し、前記タグパルスから前記複数の収集シーケンスの夫々までの待ち時間が異なるパルスシーケンスであり、
   前記解析部は、前記タグパルスで標識化した標識流体の撮像領域への流入位置から前記撮像領域内の所定の位置までは、前記標識流体の夫々の位置を前記振幅画像から算出し、前記所定の位置から先は、前記位相画像から算出される流速を用いて前記標識流体の夫々の位置を推定する、
   磁気共鳴イメージング装置。
7. 流体の縦磁化の大きさを変えるタグパルスを含む標識化シーケンスと、前記流体の横磁化の位相を前記流体の速度に応じて変化させる速度エンコードパルスを含む収集シーケンスとを有し、前記収集シーケンスは前記標識化シーケンスの後に印加される、少なくとも１つのパルスシーケンスを設定する設定部と、
   前記少なくとも１つのパルスシーケンスを被検体に印加することで収集される磁気共鳴信号から、前記流体の振幅画像を生成すると共に、前記流体の位相画像を生成する生成部と、
   前記振幅画像に含まれる流体の動態情報と、前記位相画像に含まれる流体の速度情報とを融合して解析画像を生成する解析部と、
   を備え、
   前記設定部が設定する前記少なくとも１つのパルスシーケンスは、ａ）前記タグパルスの印加から前記収集シーケンスまでの待ち時間が異なる複数のパルスシーケンス、又は、ｂ）前記タグパルスに続いて複数の収集シーケンスを有し、前記タグパルスから前記複数の収集シーケンスの夫々までの待ち時間が異なるパルスシーケンスであり、
   前記解析部は、前記タグパルスで標識化した標識流体の撮像領域への流入位置から前記撮像領域内の所定の位置までは、前記標識流体の夫々の位置を前記振幅画像から算出し、前記所定の位置から先は、前記位相画像から算出される流速を用いて前記標識流体の夫々の位置を推定し、
   前記標識流体の夫々の位置を前記振幅画像から算出する領域は、毛細血管床へ至るまでの動脈領域であり、前記標識流体の夫々の位置を前記流速を用いて推定する領域は、毛細血管床から流出する静脈領域である、
   磁気共鳴イメージング装置。
8. 流体の縦磁化の大きさを変えるタグパルスを含む標識化シーケンスと、前記流体の横磁化の位相を前記流体の速度に応じて変化させる速度エンコードパルスを含む収集シーケンスとを有し、前記収集シーケンスは前記標識化シーケンスの後に印加される、少なくとも１つのパルスシーケンスを設定する設定部と、
   前記少なくとも１つのパルスシーケンスを被検体に印加することで収集される磁気共鳴信号から、前記流体の振幅画像を生成すると共に、前記流体の位相画像を生成する生成部と、
   前記振幅画像に含まれる流体の動態情報と、前記位相画像に含まれる流体の速度情報とを融合して解析画像を生成する解析部と、
   を備え、
   前記設定部が設定する前記少なくとも１つのパルスシーケンスは、ａ）前記タグパルスの印加から前記収集シーケンスまでの待ち時間が異なる複数のパルスシーケンス、又は、ｂ）前記タグパルスに続いて複数の収集シーケンスを有し、前記タグパルスから前記複数の収集シーケンスの夫々までの待ち時間が異なるパルスシーケンスであり、
   前記解析部は、前記タグパルスで標識化した標識流体の撮像領域への流入位置から前記撮像領域内の所定の位置までは、前記標識流体の夫々の位置を前記振幅画像から算出し、前記所定の位置から先は、前記位相画像から算出される流速を用いて前記標識流体の夫々の位置を推定し、
   前記標識流体の夫々の位置を前記振幅画像から算出する領域は、毛細血管床へ至るまでの動脈領域であり、前記標識流体の夫々の位置を前記流速を用いて推定する領域は、毛細血管床から流出する静脈領域であり、
   前記解析部は、前記振幅画像から得られる第１の流速と、前記位相画像から得られる第２の流速とを用いて、血液が前記毛細血管床を通過する平均通過時間を推定する、
   磁気共鳴イメージング装置。
9. 流体の縦磁化の大きさを変えるタグパルスを含む標識化シーケンスと、前記流体の横磁化の位相を前記流体の速度に応じて変化させる速度エンコードパルスを含む収集シーケンスとを有し、前記収集シーケンスは前記標識化シーケンスの後に印加される、少なくとも１つのパルスシーケンスを設定する設定部と、
   前記少なくとも１つのパルスシーケンスを被検体に印加することで収集される磁気共鳴信号から、前記流体の振幅画像を生成すると共に、前記流体の位相画像を生成する生成部と、
   前記振幅画像に含まれる流体の動態情報と、前記位相画像に含まれる流体の速度情報とを融合して解析画像を生成する解析部と、
   を備え、
   前記設定部が設定する前記少なくとも１つのパルスシーケンスは、ａ）前記タグパルスの印加から前記収集シーケンスまでの待ち時間が異なる複数のパルスシーケンス、又は、ｂ）前記タグパルスに続いて複数の収集シーケンスを有し、前記タグパルスから前記複数の収集シーケンスの夫々までの待ち時間が異なるパルスシーケンスであり、
   前記解析部は、前記タグパルスで標識化した標識流体の撮像領域への流入位置から前記撮像領域内の所定の位置までは、前記標識流体の夫々の位置を前記振幅画像から算出し、前記所定の位置から先は、前記位相画像から算出される流速を用いて前記標識流体の夫々の位置を推定し、
   前記標識流体の夫々の位置を前記振幅画像から算出する領域は、前記待ち時間が、前記タグパルスで倒された縦磁化の大きさを測定可能な回復時間よりも短い期間に対応する領域である、
   磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記解析部は、前記振幅画像から動脈の画像を生成する一方、前記位相画像から流速の遅い血管の画像を生成する、
    請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 流体の縦磁化の大きさを変えるタグパルスを含む標識化シーケンスと、前記流体の横磁化の位相を前記流体の速度に応じて変化させる速度エンコードパルスを含む収集シーケンスとを有し、前記収集シーケンスは前記標識化シーケンスの後に印加される、少なくとも１つのパルスシーケンスを設定する設定部と、
    前記少なくとも１つのパルスシーケンスを被検体に印加することで収集される磁気共鳴信号から、前記流体の振幅画像を生成すると共に、前記流体の位相画像を生成する生成部と、
    前記振幅画像に含まれる流体の動態情報と、前記位相画像に含まれる流体の速度情報とを融合して解析画像を生成する解析部と、
    を備え、
    前記解析部は、前記振幅画像から動脈の画像を生成する一方、前記位相画像から流速の遅い血管の画像を生成し、
    前記解析部は、前記流速の遅い血管と前記動脈との空間的な連続性から、前記流速の遅い血管を抹消動脈と静脈とに識別し、動脈と静脈とが識別されたフュージョン画像を前記解析画像として生成する、
    磁気共鳴イメージング装置。
12. 流体の縦磁化の大きさを変えるタグパルスを含む標識化シーケンスと、前記流体の横磁化の位相を前記流体の速度に応じて変化させる速度エンコードパルスを含む収集シーケンスとを有し、前記収集シーケンスは前記標識化シーケンスの後に印加される、少なくとも１つのパルスシーケンスを設定する設定部と、
    前記少なくとも１つのパルスシーケンスを被検体に印加することで収集される磁気共鳴信号から、前記流体の振幅画像を生成すると共に、前記流体の位相画像を生成する生成部と、
    前記振幅画像に含まれる流体の動態情報と、前記位相画像に含まれる流体の速度情報とを融合して解析画像を生成する解析部と、
    を備え、
    前記解析部は、前記位相画像に含まれる速度ベクトルの揺らぎを、前記振幅画像の標識流体の位置情報を用いて補正する、
    磁気共鳴イメージング装置。
13. 流体の縦磁化の大きさを変えるタグパルスを含む標識化シーケンスと、前記流体の横磁化の位相を前記流体の速度に応じて変化させる速度エンコードパルスを含む収集シーケンスとを有し、前記収集シーケンスは前記標識化シーケンスの後に印加される、少なくとも１つのパルスシーケンスを設定する設定部と、
    前記少なくとも１つのパルスシーケンスを被検体に印加することで収集される磁気共鳴信号から、前記流体の振幅画像を生成すると共に、前記流体の位相画像を生成する生成部と、
    前記振幅画像に含まれる流体の動態情報と、前記位相画像に含まれる流体の速度情報とを融合して解析画像を生成する解析部と、
    を備え、
    前記解析部は、前記位相画像に含まれる速度ベクトルの揺らぎを、前記振幅画像の標識流体の位置情報を用いて補正し、
    前記解析部は、前記標識流体の位置の変位方向に強くスムージングされるフィルタカーネルを用いて前記速度ベクトルをスムージングすることによって、前記位相画像に含まれる速度ベクトルの揺らぎを補正する、
    磁気共鳴イメージング装置。
14. タグパルスを印加して流体の縦磁化の大きさを変える標識化シーケンスと、励起パルスを印加して磁気共鳴信号を収集する収集シーケンスとを有する少なくとも１つのパルスシーケンスであって、前記収集シーケンスは前記標識化シーケンスの印加後に印加され、前記収集シーケンスは前記流体の速度情報をエンコードする双極性又は同極性の速度エンコードパルスを含み、前記速度エンコードパルスは、前記励起パルスの印加後に印加される、前記少なくとも１つのパルスシーケンスを被検体に印加することで、前記収集シーケンスにおいて収集される前記磁気共鳴信号から生成された画像データを入力する入力部と、
    入力した前記画像データから、前記流体の振幅画像を生成すると共に、前記流体の位相画像を生成し、前記振幅画像に含まれる流体の動態情報と、前記位相画像に含まれる流体の速度情報とを融合して解析画像を生成する解析部と、
    を備える画像解析装置。

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