JP6953121B2 - 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。

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ラベリン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法では直接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、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。 第２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。 背景位相補正処理の概念を示す図。 背景信号抑制処理の概念を説明する図。 ベクトル方向補正処理の概念を説明する図。 第３の実施形態のパルスシーケンスを例示する図。 第３の実施形態の動作概念を説明する図。 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４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５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６の実施形態の各パルスシーケンスと演算を示す図。 第６の実施形態のパルスシーケンス（Ａ）の具体例を示す図。 第６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６の実施形態の第１の変形例のパルスシーケンスの説明図。 第６の実施形態の第２の変形例のパルスシーケンスの説明図。 第６の実施形態の第３の変形例のパルスシーケンスの説明図。 第７の実施形態のパルスシーケンスの第１の説明図。 第７の実施形態のパルスシーケンスの第２の説明図。 第８の実施形態のパルスシーケンスの第１の説明図。 第８の実施形態のパルスシーケンスの第２の説明図。

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。

図２は、上述した流体振幅画像及び流速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、及び補正機能４２５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、流速画像生成機能４２４、及び補正機能４２５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９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。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処理等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とを差分することによって、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）の差分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。

なお、（式３）は、図８（ａ）及び（ｂ）タグパルスによって倒された（或いは反転された）縦磁化が正の領域で収集シーケンスが印加される場合に成立する式である。縦磁化が負の領域で収集シーケンスが印加される場合には、（式３）を若干修正する必要がある。詳しくは、図１３を用いて後述する。
流体振幅画像の生成の概念を、図８（ａ）及び（ｂ）、並びに図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）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）、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（ａ）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差分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（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（ｂ）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（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（ｂ）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。

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）
なお、（式９）は、図８（ａ）及び（ｂ）タグパルスによって倒された（或いは反転された）縦磁化が正の領域で収集シーケンスが印加される場合に成立する式である。縦磁化が負の領域で収集シーケンスが印加される場合には、（式９）を若干修正する必要がある。詳しくは、図１３を用いて後述する。

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。

（第２の実施形態）
図１０は、第２の実施形態に係る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。第２の実施形態では、第１の実施形態の処理（図３）に対して、背景位相補正処理（ステップＳＴ２００）、背景信号抑制処理（ステップＳＴ２０２）、及びベクトル方向補正処理（ステップＳＴ２０３）を追加している。これらの処理は、図２の補正機能４２５が行う。なお、第２の実施形態の構成は、第１の実施形態の構成（図１及び図２）と同じである。

図１１は、ステップＳＴ２００の背景位相補正処理の概念を示す図である。背景位相補正処理は、静磁場不均一性やＭａｘｗｅｌｌ項に起因する背景位相を求め、この背景位相を、コントロール画像やタグ画像の位相から除去する処理である。具体的には、以下の式でコントロール画像及びタグ画像の背景位相Φbackを算出する。
Φback＝arg[Ｈ_low[Ｓcont]] （式１２）
Φback＝arg[Ｈ_low[Ｓtag]] （式１３）
ここで、Ｈ_low[・]は、ローパスフィルタで[・]内の複素数の低周波をカットする、ホモダインフィルタ法等の演算を表わす。また、arg[・]は、[・]内の複素数の位相を求める演算を表わす。

なお、後述する独立６点法や４点法の場合、演算によってベース画像を算出することができる。この場合、算出したベース画像の信号Ｓbaseを用いて、以下のように背景位相を算出しても良い。
Φback＝arg[Ｈ_low[Ｓbase]] （式１４）

算出した背景位相Φbackを用いて、コントロール画像及びタグ画像の夫々の補正後の位相Φcont,cor及びΦtag,cor、を以下の（式１５）、（式１６）から算出する。
Φcont,cor＝Φcont−Φback （式１５）
Φtag,cor＝Φtag−Φback （式１６）

次に、背景信号抑制処理（ステップＳＴ２０２）、及びベクトル方向補正処理（ステップＳＴ２０３）について説明する。

図８に示したように、タグパルスのフリップ角が９０°よりも大きい場合、標識された血液のスピンの縦磁化は、負の値から正の値に回復していく。このため、縦磁化がゼロとなる待ち時間（この待ち時間を、ＴＩnullと表記する）を境に、血液の縦磁化は負から正に変化する。背景信号抑制処理（ステップＳＴ２０２）、及びベクトル方向補正処理（ステップＳＴ２０３）は、タグパルスのフリップ角が９０°よりも大きい場合に適用する処理である。したがって、タグパルスのフリップ角が９０°以下の場合には、背景信号抑制処理及びベクトル方向補正処理は不要である。

背景信号抑制処理は、信号振幅のうち、血流部分はあまり変化させずに静止組織部分をゼロ近くに抑制するための処理である。

図１２は、背景信号抑制処理の概念を説明する図である。コントロール画像及びタグ画像の複素信号を、それぞれ（式１）、（式２）で表記した場合、背景信号抑制処理は、以下の演算を、コントロール画像及びタグ画像の夫々に対して行う。
Ａcont,cor＝Ａcont・Ｈbs(Φ) （式１７）
Ａtag,cor＝Ａtag・Ｈbs(Φ) （式１８）

ここで、Ａcont,cor及びＡtag,corは、背景信号抑制処理後の、コントロール画像及びタグ画像の夫々の振幅である。また、フィルタ関数Ｈbs(Φ)は、位相がゼロから離れる程ゲインを１に近づけ、位相がゼロに近づくほどゲインを０に近づけるフィルタ関数であり、例えば、以下の（式１９）で表される関数である。
Ｈbs(Φ)＝１−Ｍ^ｎ （式１９）
Ｍ＝（cosΦ＋１）／２
−π＜Φ≦＋π
ｎ：enhancement factor

図１２に、フィルタ関数Ｈbs(Φ)のグラフを示す。このグラフから判るように、フィルタ関数Ｈbs(Φ)は、ｎ（enhancement factor）が大きい程、Φ＝０の近傍で急峻に減衰する特性となる。

静止組織を減衰させないとすると、縦磁化がゼロとなる待ち時間ＴＩnullの近傍で信号振幅の差分処理の符号を反転させるため、差分処理の際に静止組織が強く残る。上記の背景信号抑制処理は、この現象を抑制するためのものである。

他方、ステップＳＴ２０３のベクトル方向補正処理は、待ち時間ＴＩnullの前後において、振幅の差分処理の符号、及び位相差分処理の符号を変える処理である。

図１３は、ベクトル方向補正処理の概念を説明する図である。振幅の差分処理に関しては、図１３（ａ）に示すように、待ち時間が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。一方、待ち時間が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。即ち、以下の演算を行う。
Ａflow＝|Ｓcont|＋|Ｓtag|＝Ａcont＋Ａtag （ＴＩ＜ＴＩnull） （式２０）
Ａflow＝|Ｓcont|−|Ｓtag|＝Ａcont−Ａtag （ＴＩ≧ＴＩnull） （式２１）

一方、位相の差分処理に関しては、図１３（ｂ）及び（ｃ）に示すように、待ち時間がＴＩnullよりも短い場合は、タグ画像の位相Φ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２２）
Φtag＝−Φｍ （ＴＩ≧ＴＩnull） （式２３）
Φflow＝（Φcont−Φtag）＝２Φｍ （式２４）

（式２２）〜（式２４）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。

なお、（式２０）、（式２１）の振幅補正は、正しい定量化を目的とするものではなく、血流と背景のＣＮＲ（Contrast to Noise Ratio）を高めることを目的とするものである。したがって、ＣＮＲが許容される範囲であれば、（式２０）、（式２１）の振幅補正を省略することも可能である。この場合、振幅差分処理の符号の反転（加算か減算かによる符号の反転）は、待ち時間ＴＩnullの近傍で発生しないため、前述した背景信号抑制処理を省略するも可能である。

（第３の実施形態）
第３の実施形態は、第１の実施形態のパルスシーケンスのうち、収集シーケンスの一部を修正したものである。

図１４は、第３の実施形態のパルスシーケンスを例示するものである。第３の実施形態においても、収集シーケンスにＶＥＮＣ（＋）パルスを有するパルスシーケンス（Ａ）と、ＶＥＮＣ（−）パルスを有するパルスシーケンス（Ｂ）を用いる。図１４では、このうちパルスシーケンス（Ａ）のみを図示している。

第３の実施形態と第１の実施形態との相違点は、第３の実施形態のパルスシーケンスの収集シーケンスでは、第１エコーと第２エコーの２つのＭＲ信号を収集する点にある。第１の実施形態では、収集シーケンスで収集する１つのエコー（即ち、１つのＭＲ信号）から、流体振幅画像と流体位相画像の両方を生成している。これに対して、第３の実施形態では、第１エコーから流体振幅画像を生成し、第２エコーから流体位相画像を生成する。

図１４に示すように、第１エコーは、励起パルスの印加後に、ＶＥＮＣ（＋）パルス（又はＶＥＮＣ(−)パルス）を加えることなく、リフェーズ（rephase）用の傾斜磁場を印加し、その後リードアウト傾斜磁場を印加して収集する。或いは、リフェーズ用傾斜磁場の印加を省略して、励起パルスの印加後に第１エコーを収集してもよい。

いずれの場合にも、第１エコーは、ＶＥＮＣ（＋）パルス（又はＶＥＮＣ(−)パルス）を印加することなく収集されるため、流体の振幅がＶＥＮＣ（＋）パルス（又はＶＥＮＣ(−)パルス）による減衰を受けない。このため、第１エコーから生成した流体振幅画像のＳＮＲ（Signal to Noise Ratio）を高めることができる。また、リフェーズ用の傾斜磁場を印加することにより、流体の位相を揃えることが可能となり、ＳＮＲをより一層高めることができる。

一方、第２エコーは、第１エコーの収集の後、ＶＥＮＣ（＋）パルス（又はＶＥＮＣ(−)パルス）を印加し、その後リードアウト傾斜磁場を印加して収集する。第２エコーは、ＶＥＮＣ（＋）パルス（又はＶＥＮＣ(−)パルス）によって流速に応じた位相変化を受け、第２エコーから流速画像が生成される。

図１５は、第３の実施形態の動作概念を説明する図である。流速に応じたリフェーズ用傾斜磁場を付加することにより、図１５（ａ）に示すように、第１エコーから生成されるコントロール画像及びタグ画像の位相を０°又は１８０°に設定することができる。この結果、コントロール画像及びタグ画像の複素信号は、Ｒcont、及びＲtagで表される実部成分のみとなり、以下のように、流体振幅を得る処理が簡略化される。
Ａflow＝Ｒe（Ｓcont）＋Ｒe（Ｓtag）
＝Ｒcont＋Ｒtag （ＴＩ＜ＴＩnull） （式２５）
Ａflow＝Ｒe（Ｓcont）−Ｒe（Ｓtag）
＝Ｒcont−Ｒtag （ＴＩ≧ＴＩnull） （式２６）

一方、第２エコーから生成されるコントロール画像及びタグ画像は第１の実施形態と同じであり、図１５（ｂ）に示すように、コントロール画像及びタグ画像の夫々の位相から、流速画像の位相を算出する処理も、第１の実施形態と同じである。

（第４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４の実施形態は、６つのパルスシーケンス（Ａ）〜（Ｆ）を使用するものであり、「独立６点法」と呼ぶものとする。

第４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１６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ラベリング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１６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。

そして、この演算によって生成される流体振幅画像の振幅Ａflowは、（式２０）及び（式２１）とから、
Ａflow＝|Ｓcont|−ｐ|Ｓtag| （式２７）
ｐ＝−１ （ＴＩ＜ＴＩnull）
ｐ＝＋１ （ＴＩ≧ＴＩnull）
である。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。

一方、図１３（ｂ）、（ｃ）に示されるように、コントロール画像の位相「Φｍ」と、タグ画像の位相「−Φｍ」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。

図１７は、第４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パルスとしてコントロールパルスを使用し（図１７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パルスとしてタグパルスを使用する（図１７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１７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５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５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１８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１９及び図２０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１９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１８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１８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２０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１８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１８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１８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６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６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２１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６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２２及び図２３は、第６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２２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２３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５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２１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、４つの流体振幅画像Ｐ、Ｑ、Ｒ、及びＳ、並びに、４つの流体位相画像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５の実施形態と同様である。

一方、第６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された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２４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６の実施形態の第１の変形例）
上述した各実施形態は、血液のラベリング信号として、所定のフリップ角を有するＲＦパルスを用いるものとしている。このラベリング方法は、所謂、ＰＡＳＬ法と呼ばれる手法である。一方、ラベリング信号として、連続波（ＣＷ）を使用する方法もあり、このラベリング方法は、ＣＡＳＬ法と呼ばれている。

第６の実施形態の第１の変形例は、上述した第６の実施形態におけるラベリング信号にＣＡＳＬ法を適用したものであり、マルチラベリング／マルチＴＩ／アダマール／ＣＷ／４点法と呼ぶものとする。図２５は、このマルチラベリング／マルチＴＩ／アダマール／ＣＷ／４点法のパルスシーケンス（Ａ）〜（Ｄ）と、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を、図２４と同様の対応関係で示したものである。

第６の実施形態の第１の変形例も、第６の実施形態と同様に、４つの待ち時間ＴＩ１〜ＴＩ４に対応する流体振幅画像と、Ｘ方向、Ｙ方向、及びＺ方向の流速の３方向成分が得られる。なお、一般に、ＣＡＳＬ法は、ＰＡＳＬ法に比べて高いＳＮＲが得られるものの、ＳＡＲの観点からはＰＡＳＬ法よりも不利である。

（第６の実施形態の第２の変形例）
第６の実施形態の第２の変形例では、標識化シーケンス内に設けるＡＳＬパルスをさらに８つに増やし、８つの異なる待ち時間ＴＩ１〜ＴＩ８に対応する流体振幅画像と、Ｘ方向、Ｙ方向、及びＺ方向の流速の３方向成分を得る手法を提供する。この手法を、マルチラベリング／マルチＴＩ／アダマール８点法と呼ぶ。

図２６は、マルチラベリング／マルチＴＩ／アダマール８法の８つのパルスシーケンス（Ａ）〜（Ｈ）と、各パルスシーケンスで得られた画像Ａ〜Ｈに対する演算方法を略記したものである。

図２６の下段に示すように、画像Ａ〜Ｈを加減算することにより、８つの流体振幅画像Ｐ〜Ｗが生成される。８つの流体振幅画像のうち、流体振幅画像Ｐは、待ち時間ＴＩ８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ＴＩ８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された血液が強調されて描出される。同様に、流体振幅画像Ｑ〜Ｗは、待ち時間ＴＩ７〜ＴＩ１に夫々対応する流体振幅画像となる。

それぞれの流体振幅画像における標識された血液の振幅は、演算前の８つの画像の振幅が加算されることなるため、標識された血液のＳＮＲは、独立２点法（第１の実施形態）に比べると、√（８／２）だけ高くなる。

一方、３つの流体位相画像Ｐ、Ｑ、Ｒから、Ｘ方向、Ｙ方向、及びＺ方向の流速の３方向成分が得られる。流体位相画像Ｐ、Ｑ、Ｒは、待ち時間ＴＩに関してはＴＩ８〜ＴＩ６に対応し、長い待ち時間（即ち、遅い時相）に対応する。つまり、図２６の枠内に示す「venc有無／種別」のアダマールエンコードは、「遅い時相（late phase）」に対応するものである。

一方、図２６の枠外に示す「venc有無／種別」のアダマールエンコードを用いると、３つの流体位相画像Ｔ、Ｕ、Ｖから、Ｘ方向、Ｙ方向、及びＺ方向の流速の３方向成分が得られる。流体位相画像Ｔ、Ｕ、Ｖは、待ち時間ＴＩに関してはＴＩ４〜ＴＩ２に対応し、短い待ち時間（即ち、早い時相）に対応する。つまり、図２６の枠外に示す「venc有無／種別」のアダマールエンコードは「早い時相（early phase）」に対応するものである。

（第６の実施形態の第３の変形例）
図２７は、第６の実施形態の第３の変形例の８つのパルスシーケンス（Ａ）〜（Ｈ）と、各パルスシーケンスで得られた画像Ａ〜Ｈに対する演算方法を略記したものである。

図２７の下段に示すように、第３の変形例では、８つの画像Ａ〜Ｈのうち、４つの画像Ａ〜Ｄを加減算して演算後の画像Ｐ〜Ｓを生成し、４つの画像Ｅ〜Ｈを加減算して演算後の画像Ｔ〜Ｗを生成する。

第３の変形例では、Ｘ方向、Ｙ方向、及びＺ方向の流速の３方向成分を、流体位相画像Ｐ、Ｑ、Ｒの第１グループと、流体位相画像Ｔ、Ｕ、Ｖの第２グループの２つのグループから得ることができる。そこで、第１グループに対応するパルスシーケンス（Ａ）〜（Ｄ）におけるＶＥＮＣ(＋)パルス及びＶＥＮＣ(−)パルスを、動脈等の速い流速に対応させ、その一方で、第２グループに対応するパルスシーケンス（Ｅ）〜（Ｈ）におけるＶＥＮＣ(＋)パルス及びＶＥＮＣ(−)パルスを、静脈等の遅い流速に対応させるといった設定が可能となる。

第６の実施形態、及びその各変形例では、収集シーケンスにＮ個（Ｎは４又は８）のＡＳＬパルスを設け、Ｎ種の異なる持ち時間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ラベリングパルスの数、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、１６、３２等の２のべき乗の数に増加させることができる。

（第７の実施形態）
図２８は、第７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７の実施形態のパルスシーケンスは、図２８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２８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２８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２７）の処理が行われる。

待ち時間ＴＩ１〜ＴＩ８に対応するそれぞれの流体振幅画像では、撮像領域の上流側の領域で標識された血液が、待ち時間ＴＩ１〜ＴＩ８の間に撮像領域内に移動し、その移動した各位置において標識血液が強調されて描出される。

図２８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２９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２９の一段目及び二段目の図は、図２８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８の実施形態）
第１乃至第７の実施形態は、コントロールパルスを含むパルスシーケンスから生成したコントロール画像と、タグパルスを含むパルスシーケンスから生成したタグ画像の２種類の画像を差分演算して、或いは加減算の演算をして、流体振幅画像と流体位相画像とを生成している。これに対して、第８の実施形態では、タグ画像、又は、コントロール画像の一方のみの画像から流体振幅画像と流体位相画像とを生成する。この意味で、第８の実施形態は、１点法に該当する。

図３０は、ＳＴＡＲ系の撮像法において、タグパルスを有する１つのパルスシーケンス（Ａ）のみから流体振幅画像と流体位相画像とを生成する処理の概念を示す図である。図３０（ａ）に示すように、タグパルスは、撮像領域の上流側の領域に印加される。また、図３０（ｂ）に示すように、パルスシーケンス（Ａ）は、１つのタグパルスに続いて、複数の異なる待ち時間ＴＩに対応する複数の収集シーケンスを有する。

コントロール画像が存在しないため、標識流体の振幅画像は、タグ画像の静止部とのコントラスト差として描出されることになる。

ところで、待ち時間が長い収集シーケンスでは、血液の縦磁化が十分に回復すると考えられる。今、待ち時間が最大の収集シーケンスに対応する画像の信号をＳtag（TImax）と表記すると、このＳtag（TImax）を、コントロール画像の信号の代わりに使用することができる。そこで、１点法では、以下の（式２８）から、流体振幅Ａflowを算出することができる。
Ａflow＝|Ｓtag(TImax)|−ｐ|Ｓtag(TI)| （式２８）
ｐ＝−１ （ＴＩ＜ＴＩnull）
ｐ＝＋１ （ＴＩ≧ＴＩnull）

一方、流体位相Φｍは、図３０（ｂ）に示すように、背景位相補正後の背景位相（位相がゼロに補正される）との差分から求めることができる。

また、１点法の場合のＶＥＮＣパルスは、図３０（ｄ）に略記するように、Ｚ方向にＶＥＮＣ(−)パルスを有する。

図３１は、ＦＡＩＲ系の撮像法において、コントロールパルスを有する１つのパルスシーケンス（Ａ）のみから流体振幅画像と流体位相画像とを生成する処理の概念を示す図である。図３１（ａ）に示すように、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。また、図３０（ｂ）に示すように、パルスシーケンス（Ａ）は、１つのコントロールパルスに続いて、複数の異なる待ち時間ＴＩに対応する複数の収集シーケンスを有する。

コントロールパルスの印加時に撮像領域内に存在していた血液の信号Ｓcont(TI)は、図３０（ｂ）下段に実線で示すような縦磁化の変化を示す。また、撮像領域内の背景静止部の信号Ｓbackも、図３０（ｂ）下段に一点鎖線で示すような縦磁化の変化を示す。

一方、撮像領域内に流入してくる血液の信号Ｓinflowは、コントロールパルスが印加されてないため、図３０（ｂ）下段に点線で示すように、一定値となり、時間的に変化しない。

そこで、ＦＡＩＲ法の点法では、以下の（式２９）から、流体振幅Ａflowを算出することができる。
Ａflow＝|Ｓinflow|−ｐ|Ｓcont(TI)| （式２９）
ｐ＝−１ （ＴＩ＜ＴＩnull）
ｐ＝＋１ （ＴＩ≧ＴＩnull）

一方、流体位相Φｍは、図３１（ｃ）に示すように、背景位相補正後の背景位相（位相がゼロに補正される）との差分から求めることができる。

また、ＦＡＩＲ法の１点法の場合のＶＥＮＣパルスは、図３１（ｄ）に略記するように、Ｚ方向にＶＥＮＣ(＋)パルスを有する。

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、各実施形態の記載における、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
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 (7)

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、
   を備え、
   前記設定部は、前記少なくとも１つのパルスシーケンスとして、第１乃至第６の６つのパルスシーケンスを設定し、
   （ａ）前記第１乃至第３のパルスシーケンスは、正極性の前記速度エンコードパルスが、Ｘ方向にのみ印加される、Ｙ方向にのみ印加される、及びＺ方向にのみ印加される３つの正極性収集シーケンスを有すると共に、これら３つの正極性収集シーケンスに対して、前記タグパルスを有する第１標識化シーケンスが共通して設定され、
   前記第４乃至第６のパルスシーケンスは、負極性の前記速度エンコードパルスが、Ｘ方向にのみ印加される、Ｙ方向にのみ印加される、及びＺ方向にのみ印加される３つの負極性収集シーケンスを有すると共に、これら３つの負極性収集シーケンスに対して、コントロールパルスを有する第２標識化シーケンスが共通して設定される、
   又は、
   （ｂ）前記第１乃至第３のパルスシーケンスは、負極性の前記速度エンコードパルスが、Ｘ方向にのみ印加される、Ｙ方向にのみ印加される、及びＺ方向にのみ印加される３つの負極性収集シーケンスを有すると共に、これら３つの負極性収集シーケンスに対して、前記タグパルスを有する第１標識化シーケンスが共通して設定され、
   前記第４乃至第６のパルスシーケンスは、正極性の前記速度エンコードパルスが、Ｘ方向にのみ印加される、Ｙ方向にのみ印加される、及びＺ方向にのみ印加される３つの正極性収集シーケンスを有すると共に、これら３つの正極性収集シーケンスに対して、コントロールパルスを有する第２標識化シーケンスが共通して設定され、
   前記生成部は、前記第１乃至第３のパルスシーケンスによって夫々生成される第１乃至第３画像と、前記第４乃至第６のパルスシーケンスによって夫々生成される第４乃至第６画像との夫々の差分画像である第１乃至第３の差分画像から、前記振幅画像と、空間３成分を有する速度ベクトルで表現された位相画像とを生成する、
   磁気共鳴イメージング装置。
2. 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、
   を備え、
   前記設定部は、前記少なくとも１つのパルスシーケンスとして、第１乃至第４の４つのパルスシーケンスを設定し、
   前記第１乃至第４の４つのパルスシーケンスの夫々の前記収集シーケンスには、Ｘ方向、Ｙ方向、及びＺ方向の夫々に、正極性又は負極性の前記速度エンコードパルスがアダマールエンコード法に基づいて設定されると共に、前記第１乃至第４の４つのパルスシーケンスのうち２つのパルスシーケンスに対しては、前記タグパルスを有する第１標識化シーケンスが設定され、前記４つのパルスシーケンスのうち他の２つのパルスシーケンスに対しては、コントロールパルスを有する第２標識化シーケンスが共通して設定され、
   前記生成部は、前記第１乃至第４のパルスシーケンスによって夫々生成される第１乃至第４画像から、前記振幅画像と、空間３成分を有する速度ベクトルで表現された位相画像とを生成する、
   磁気共鳴イメージング装置。
3. 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、
   を備え、
   前記設定部が設定する前記収集シーケンスは、励起パルスの印加後にリフェーズ用傾斜磁場を印加し、その後、第１磁気共鳴信号を収集すると共に、前記第１磁気共鳴信号の収集後に前記速度エンコードパルスを印加し、その後、第２磁気共鳴信号を収集するシーケンスであり、
   前記生成部は、前記第１磁気共鳴信号から前記振幅画像を生成し、前記第２磁気共鳴信号から前記位相画像を生成する、
   磁気共鳴イメージング装置。
4. 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、
   を備え、
   前記設定部は、前記少なくとも１つのパルスシーケンスとして、複数のパルスシーケンスを設定し、
   前記複数のパルスシーケンスの夫々は、複数のタグパルス又は複数のコントロールパルスを含む標識化シーケンスと、正極性又は負極性の前記速度エンコードパルスをＸ方向、Ｙ方向、及びＺ方向の夫々に含む収集シーケンスと、を有し、
   前記複数のタグパルス又は複数のコントロールパルスの夫々と、前記収集シーケンスとの間の待ち時間は異なる複数の値に設定され、
   前記生成部は、前記複数のパルスシーケンスによって夫々生成される複数の画像を加減算することにより、前記タグパルスの印加領域からの流体の移動時間が異なる複数の振幅画像と、空間３成分を有する速度ベクトルで表現された位相画像とを生成する、
   磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記生成部は、収集された前記磁気共鳴信号を再構成することで複素画像を生成し、生成した前記複素画像の振幅情報から前記振幅画像を生成すると共に、生成した前記複素画像の位相情報から前記位相画像を生成する、
   請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記タグパルスは、ａ）前記流体の縦磁化を反転させる反転パルス、ｂ）前記流体の縦磁化をゼロにする飽和パルス、又は、ｃ）前記流体の縦磁化を所定のフリップ角で倒すＲＦパルス、である。
   請求項１乃至請求項５のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. （ａ）前記タグパルスは撮像領域よりも上流側の領域に対して印加され、前記コントロールパルスは前記撮像領域よりも下流側の領域に対して印加される、
   又は、
   （ｂ）前記タグパルスは前記撮像領域よりも上流側の領域と前記撮像領域とを含む領域に印加され、前記コントロールパルスは前記撮像領域に印加される、
   請求項１、２、４のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。

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