JP7245616B2 - 磁気共鳴イメージング装置及び血管分離表示装置 - 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血管分離表示装置に関する。

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。

従来のＡＳＬ法では、例えば、撮像領域を頭部に設定して頭部の血管を撮像する場合には、頭部血管の上流側となる頸部を横断するスラブにラベリングパルスを印加していた。頭部には複数の血管から血液が流入しているが、従来のＡＳＬ法では、複数の流入血管の全てが同時にラベリングされるため、撮像領域に流入する血液がどの血管から流入しているのかを区別することができなかった。

米国特許第６５６４０８０号明細書

Markus Oelhafen et.al, "Calibration of Echo-Planar 2D-Selective RF Excitation Pulses", Mag. Res. In Medicine 52:1136-1145 (2004).

本発明が解決しようとする課題は、複数の流入血管から撮像領域に血液が流入する状況において、撮像領域内の血液がどの流入血管から流入しているのかを簡便に区別できるようにすることである。

一実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、設定部と、生成部と、処理部とを備える。設定部は、撮像領域に血液を供給する第１の流入血管に対して、第１のラベリングパルスを局所的に印加し、前記第１のラベリングパルスの印加から所定の遅延時間後、前記撮像領域から第１の磁気共鳴信号を収集する第１のパルスシーケンスと、前記撮像領域に血液を供給する、前記第１の流入血管とは異なる第２の流入血管に対して、第２のラベリングパルスを局所的に印加し、その後、前記撮像領域からの第２の磁気共鳴信号を収集するための第２のパルスシーケンスと、を設定する。生成部は、前記第１及び第２のパルスシーケンスの印加によって収集された前記第１及び第２の磁気共鳴信号から、第１の画像及び第２の画像を夫々生成する。処理部は、前記第１の画像と前記第２の画像との差分によって、前記撮像領域内の複数の血管を、前記第１の流入血管に由来する第１血管と、前記第２の流入血管に由来する第２血管とに区別する。

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。 従来のＡＳＬ法の概略説明図。 実施形態の磁気共鳴イメージング装置における処理回路の機能ブロック図。 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の実施形態で設定するパルスシーケンスを例示する図。 パルスシーケンス内のデータ収集用のシーケンスの一例を示す図。 パルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）の実行によって収集されるデータにおける縦磁化の時間的変化を示す図。 第１の実施形態の動作フローの概念説明図。 第１の実施形態で生成される差分画像の一例を示す図。 第１の実施形態におけるＭＩＰ処理及びｍｉｎＩＰ処理の概念説明図。 第１の実施形態の第１変形例を説明する第１の図。 第１の実施形態の第１変形例を説明する第２の図。 第１の実施形態の第２変形例のパルスシーケンスを例示する図。 第１の実施形態の第３変形例のパルスシーケンスを例示する図。 第１の実施形態の第４変形例のパルスシーケンスを例示する図。 第３の実施形態のパルスシーケンスを例示する図。 第３の実施形態の動作フローの概念説明図。 複数の流入血管が撮像領域に流入する状況をモデル化した図。 実施形態の血管分離表示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（例えば患者）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、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、ディスプレイ４２、及び入力デバイス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。

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。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。

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撮像領域内のＭＲ信号から画像を再構成し、この画像から、撮像領域に流入する血液がどの血管から流入しているのかを区別するための処理を行う。

本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１の動作について説明する前に、従来から行われているＡＳＬ法について、図２を用いて概略説明しておく。従来のＡＳＬ法では、ラベリングパルスを有するパルスシーケンス（Ｌ）と、コントロールパルスを有するパルスシーケンス（Ｃ）の２つのパルスシーケンスがペアとして用いられるのが一般的である。

図２（ａ）は、従来のＡＳＬ法におけるラベリングパルスとコントロールパルスの夫々の印加領域と、撮像領域との関係を模式的に示す図である。撮像領域としては、例えば頭部が設定され、脳血管が撮像対象となる。頭部には、右内頸動脈、左内頸動脈、右椎骨動脈、左椎骨動脈等の複数の動脈から血液が流入している。以下、これらの動脈を流入血管と呼ぶものとする。図２（ａ）では、複数の流入血管のうち、２つの流入血管α、流入血管βのみを例示している。

ラベリングパルスの印加領域は、図２（ａ）に示すように、通常、撮像領域に流入する血管の上流側に設定される。また、従来のラベリングパルスの印加領域は、所定の厚みと、厚み方向の中心位置とによって規定されるスラブ（平板）として設定される。したがって、撮像領域が頭部の場合、例えば、頸部のアキシャル断面に概略平行な、頸部全体を横断するスラブが撮像領域として設定される。

一方、コントロールパルスの印加領域は、撮像領域を外れた領域、例えば、頭部のさらに上方の位置に、例えば、ラベリングパルスの印加領域のスラブと同じ厚みを有するスラブとして設定される。

図２（ｂ）は、従来のＡＳＬ法で用いられる２つのパルスシーケンス（Ｌ）とパルスシーケンス（Ｃ）のペアを例示する図である。ラベリングパルスとコントロールパルスは、所定のフリップ角を有するＲＦパルスである。ラベリングパルスとコントロールパルスは、印加領域が図２（ａ）に示すように異なるものの、フリップ角は実質的に同じ値に設定される。

ラベリングパルス又はコントロールパルスの印加時刻から所定の遅延時間ＰＬＤ（Post Labeling Delay）後に、夫々のパルスシーケンスにおいて、データ収集用のパルスシーケンスが印加される。そして、パルスシーケンス（Ｌ）によって収集されたデータを再構成してラベリング画像を生成し、パルスシーケンス（Ｃ）によって収集されたデータを再構成してコントロール画像を生成する。

その後、図２（ｃ）に示すように、コントロール画像とラベリング画像とを差分して、血管画像を生成する。差分処理によって、撮像領域内の背景がキャンセルされてゼロに近い値にまで低減されるため、背景に対して大きなコントラストをもつ血管画像を生成することが可能となる。

しかしながら、従来のＡＳＬ法で生成した血管画像では、撮像領域に複数の流入血管から血液が流入する場合、撮像領域内の血液がどの流入血管から流入しているのかを区別することができない。言い換えると、撮像領域内の血管と、各流入血管との関連付けができない。

本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１は、このような問題に対処するものであり、以下、磁気共鳴イメージング装置１の構成及び動作について、より具体的に説明する。

図３は、磁気共鳴イメージング装置１のうち、特に処理回路４０の機能ブロック図を示す。図３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４０１、第１画像生成機能４０２、第２画像生成機能４０３、及び、画像処理機能４１０の各機能を実現する。ここで、画像処理機能４１０は、差分処理機能４１１、ＭＩＰ処理機能４１２、minＩＰ処理機能４１３、及び、フュージョン画像生成機能４１４によって構成されている。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。

なお、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４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５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４のステップＳＴ１００で、第１の実施形態で使用する第１のパルスシーケンスと、第２のパルスシーケンスを設定する。ステップＳＴ１００は、図３の撮像条件設定機能４１０が行う処理である。ステップＳＴ１００では、第１のパルスシーケンスに含まれる第１のラベリングパルスの印加領域と、第２のパルスシーケンスに含まれる第２のラベリングパルスの印加領域の設定を含むものである。

図５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、撮像領域に血液を供給する第１の流入血管に対して、第１のラベリングパルスを局所的に印加し、第１のラベリングパルスの印加から所定の遅延時間後、撮像領域から第１の磁気共鳴信号を収集する第１のパルスシーケンスと、撮像領域に血液を供給する、第１の流入血管とは異なる第２の流入血管に対して、第２のラベリングパルスを局所的に印加し、その後、撮像領域からの第２の磁気共鳴信号を収集するための第２のパルスシーケンスと、を設定する。

図５（ｂ）は、第１のパルスシーケンスであるパルスシーケンス（Ａ）と、第２のパルスシーケンスであるパルスシーケンス（Ｂ）を例示している。

パルスシーケンス（Ａ）は、第１のラベリングパルスであるラベリングパルス（Ａ）と、ラベリングパルス（Ａ）の印加時刻から所定の遅延時間ＰＬＤ（Post Labeling Delay）後に印加されるデータ収集用のシーケンス（図５（ｂ）において「データ（Ａ）収集」で示すシーケンス）から構成されている。

同様に、パルスシーケンス（Ｂ）は、第２のラベリングパルスであるラベリングパルス（Ｂ）と、ラベリングパルス（Ｂ）の印加時刻から所定の遅延時間ＰＬＤ後に印加されるデータ収集用のシーケンス（図５（ｂ）において「データ（Ｂ）収集」で示すシーケンス）から構成されている。

図５（ａ）は、ラベリングパルス（Ａ）とラベリングパルス（Ｂ）の夫々の印加領域の一例を示す図である。図２（ａ）と同様に、撮像領域に複数の流入血管から血液が流入している状況を想定する。例えば、撮像領域として頭部を想定し、撮像対象として脳血管を想定した場合、頭部には、右内頸動脈、左内頸動脈、右椎骨動脈、左椎骨動脈等の複数の流入血管から血液が流入している。図５（ａ）に示す例では、これら複数の流入血管のうち、流入血管αと流入血管βの２つの流入血管を示している。流入血管αは、例えば右内頸動脈であり、流入血管βは、例えば左内頸動脈である。

以下では、撮像領域に流入する血液が、流入血管αと流入血管βのどちらから流入しているかを区別する方法、即ち、２つの流入血管の識別方法を用いる第１の実施形態について説明するが、後述するように、識別可能な流入血管の数は容易に３以上に拡張可能である。

図５（ａ）から明らかなように、第１の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１（他の実施形態も同様）では、２つのラベリングパルスを、夫々別の流入血管にのみ印加するようにしている。例えば、ラベリングパルス（Ａ）を流入血管αのみに局所的に印加し、ラベリングパルス（Ｂ）を流入血管βのみに局所的に印加するようにしている。

ここで、「ラベリングパルスを特定の流入血管のみに局所的に印加する」という意味は、当該ラベリングパルスの印加により、当該特定の流入血管の血液の縦磁化のみを、あるフリップ角で倒して縦磁化成分の大きさを変化させ、当該特定の流入血管以外の流入血管の血液の縦磁化成分は、当該ラベリングパルスの印加によっても変化させない、という意味である。したがって、「ラベリングパルスを特定の流入血管のみに排他的に印加する」と言い換えることもできる。

ラベリングパルスの「特定の流入血管への局所的な印加」について、従来のＡＳＬ法（図２（ａ））と本実施形態（図５（ａ））とを比較しつつ、さらに説明する。

従来のＡＳＬ法におけるラベリングパルスの印加領域はスラブ（平板）形状の領域であり、図２（ａ）に示すように、スラブの厚み方向が被検体の頭足方向である場合、スラブの厚み方向の中心位置とスラブの厚みが、ラベリングパルス（ＲＦパルス）の中心周波数と帯域、及び、スライス方向の傾斜磁場の大きさによって規定される。しかしながら、スラブの幅方向（例えば被検体の左右方向）や奥行方向（例えば被検体の背腹方向）に対しては、パルスシーケンスによって規定される空間領域としては何ら制約を受けず、スラブの幅方向や奥行方向の広い範囲に亘ってラベリングパルスが印加されることになる。言い換えると、従来のＡＳＬ法によるラベリングパルスは、スラブの厚み方向のみが１次元的に選択された領域に対して印加されている。このため、従来のＡＳＬ法では、頸部等を通る複数の流入血管の全てに対して、ラベリングパルスが同時に印加されることになる。

これに対して、本実施形態では、図５（ａ）に示すように、スラブの厚み方向と幅方向が２次元的に選択された領域に対してラベリングパルスが印加される。つまり、本実施形態では、ラベリングパルスを、スラブの厚み方向と幅方向とで２次元的に規定した局所的な領域に印加するものとしている。この結果、本実施形態では、複数の流入血管からの血液が１つの撮像領域に流入する場合であっても、複数の流入血管の夫々を分離して、ラベリングパルスを印加することが可能となる。

ラベリングパルスを、スラブの厚み方向と幅方向とで２次元的に規定した局所的な領域に印加する手法は、例えば、非特許文献１等に開示されるように、ラベリングパルスを複数のサブパルスからなるＲＦパルスとして構成する等の公知技術を用いることにより実現できる。

ラベリングパルス（Ａ）及び（Ｂ）は、例えばフリップ角が１８０度で、各流入血管の血液の縦磁化を反転させる反転パルスとして構成してもよいが、フリップ角は必ずしも１８０°である必要はない。例えば、ラベリングパルス（Ａ）及び（Ｂ）のフリップ角は、１８０°と９０°の間でもよいし、９０°でもよいし、９０°より小さくてもよい。また、ラベリングパルス（Ａ）のフリップ角と、ラベリングパルス（Ｂ）のフリップ角は、同じである必要はなく、互いに異なったフリップ角でもよい。

一方、ラベリングパルス（Ａ）又は（Ｂ）の後に印加されるデータ収集用のシーケンスに関しても特に制約はない。データ収集用のシーケンスとして、例えば、ＳＳＦＰ（steady-state free precision）法等のＧＲＥ（Gradient Echo）系のパルスシーケンスを用いてもよいし、ＦＡＳＥ（Fast Asymmetric Spin Echo）法等のＳＥ（Spin Echo）系のパルスシーケンスを用いてもよい。或いは、ＧＲＥ系又はＳＥ系のＥＰＩ（Echo Planar Imaging ）法や、ＤＷＩ（Diffusion Weighted Imaging）を用いてもよい。

図６は、パルスシーケンス（Ａ）において、データ（Ａ）を収集するためのデータ収集用のシーケンスの一例を示す図である。図６の下部には、１つの位相エンコード量に対応するＧＲＥ系のパルスシーケンスを例示している。データ収集用のシーケンスでは、位相エンコード量を、ＰＥ１、ＰＥ２、ＰＥ３のように更新しながらｋ空間データ（データ（Ａ）のＭＲ信号を収集していく。なお、図６に示すように、遅延時間ＰＬＤは、厳密には、ラベリングパルスの印加時刻から、位相エンコード量がゼロのｋ空間データ（ｋｙ＝０）を収集する時刻までの期間として規定される。

１つのパルスシーケンスで、画像を形成するために必要となる位相エンコード量の全てが収集できない場合には、複数のパルスシーケンスを用いて、位相エンコード方向を分割した複数のセグメントによって、画像を形成するために必要なデータを収集してもよい。

図４のステップＳＴ１００では、上述したパルスシーケンス（Ａ）及び（Ｂ）が設定される。ステップＳＴ１００の処理は、上述したラベリングパルス（Ａ）及び（Ｂ）の印加領域の設定も含むものである。

次に、図４のステップＳＴ１０１では、上述したパルスシーケンス（Ａ）、即ち、第１のパルスシーケンスを実行して、データ（Ａ）、即ち、第１のＭＲ信号を収集する。また、ステップＳＴ１０２では、上述したパルスシーケンス（Ｂ）、即ち、第２のパルスシーケンスを実行して、データ（Ｂ）、即ち、第２のＭＲ信号を収集する。ステップＳＴ１０１、ステップＳＴ１０２の処理は、図２の収集部６００が行う。

次のステップＳＴ１０３では、第１のＭＲ信号を再構成して、第１の画像（絶対値画像）を生成する。同様に、ステップＳＴ１０４では、第２のＭＲ信号を再構成して、第２の画像（絶対値画像）を生成する。ステップＳＴ１０３の処理は、図３の第１画像生成機能４０２が行う処理であり、テップＳＴ１０４の処理は、第２画像生成機能４０３が行う処理である。

図７及び図８は、ステップＳＴ１０１からステップＳＴ１０４までの処理の概念を説明する図である。

図７（ａ）は、パルスシーケンス（Ａ）の実行によって収集されるデータ（Ａ）における縦磁化の時間的変化を示す図である。具体的には、データ（Ａ）の縦磁化を、ア）流入血管αから撮像領域に流入する血管群（以下、α系血管群と呼ぶ）の血液の縦磁化、イ）流入血管βから撮像領域に流入する血管群（以下、β系血管群と呼ぶ）の血液の縦磁化、及び、ウ）撮像領域の背景（α系血管群及びβ系血管群以外の領域）の縦磁化に分けて示した図である。

同様に、図７（ｂ）は、パルスシーケンス（Ｂ）の実行によって収集されるデータ（Ｂ）における縦磁化の時間的変化を示す図であり、図７（ａ）と同様に、データ（Ａ）の縦磁化を、ア）α系血管群の血液の縦磁化、イ）β系血管群の血液の縦磁化、及び、ウ）背景の縦磁化に分けて示した図である。

図７（ａ）及び図７（ｂ）から判るように、撮像領域の背景の縦磁化の値は、データ（Ａ）及びデータ（Ｂ）の間で同じであり、時間的にも変化しない。撮像領域には、ラベリングパルス（Ａ）、（Ｂ）のどちらも印加されていないからである。

一方、流入血管αの血液の縦磁化は、ラベリングパルス（Ａ）の印加により倒される。ラベリングパルス（Ａ）のフリップ角が９０°よりも大きい場合には、図７（ａ）に実線で示すように、流入血管αの血液の縦磁化の値はラベリングパルス（Ａ）の印加直後に負となり、その後、α系血管群として撮像領域に流入する過程で、元の正の値に向かって回復していく。

これに対して、流入血管βにはラベリングパルス（Ａ）は印加されないため、図７（ａ）に破線で示すように、流入血管βの血液の縦磁化の値は、ラベリングパルス（Ａ）の印加後も変化せず、撮像領域内のβ系血管群の縦磁化の値も一定の値を示す。

他方、流入血管βの血液の縦磁化は、ラベリングパルス（Ｂ）の印加により倒される。ラベリングパルス（Ｂ）のフリップ角が９０°よりも大きい場合には、図７（ｂ）に破線で示すように、流入血管βの血液の縦磁化の値はラベリングパルス（Ｂ）の印加直後に負となり、その後、β系血管群として撮像領域に流入する過程で、元の正の値に向かって回復していく。

これに対して、流入血管αにはラベリングパルス（Ｂ）は印加されないため、図７（ｂ）に実線で示すように、流入血管αの血液の縦磁化の値は、ラベリングパルス（Ｂ）の印加後も変化せず、撮像領域内のα系血管群の縦磁化の値も一定の値を示す。

図８の左部から中央部にかけては、パルスシーケンス（Ａ）の実行によって収集されるデータ（Ａ）から画像Ａを生成する一方、パルスシーケンス（Ｂ）の実行によって収集されるデータ（Ｂ）から画像Ｂを生成し、さらに、画像Ｂと画像Ａの差分画像を生成するまでの処理の概念を説明する図である。

周知のように、画像の画素値の値は、収集されるデータ（即ち、ＭＲ信号）の値に概ね比例する。そして、収集されるＭＲ信号の値は、各組織の横磁化の値に概ね比例し、また、横磁化の値は、励起パルスの印加時における縦磁化の値に概ね比例する。したがって、画像の画素値は、データ収集時における各組織の縦磁化の値に概ね比例することになる。

また、収集したＭＲ信号を逆フーリエ変換によって再構成した画像の画素値は、そのままの状態では複素数であるが、表示用の画像としては、複素数の絶対値を画素毎に算出し、この絶対値画像をディスプレイ４２等に表示するのが一般的である。そこで、ここでは、パルスシーケンス（Ａ）の実行に基づいて生成した画像Ａも、パルスシーケンス（Ｂ）の実行に基づいて生成した画像Ｂも、いずれも絶対値画像であるものとする。

さらにここで、画像Ａのα系血管群の画素値を|Ｓ_Ａ(α)|と表記し、画像Ａのβ系血管群の画素値を|Ｓ_Ａ(β)|と表記し、画像Ａの背景の画素値を|Ｓ_Ａ(back)|と表記するものとする。

同様に、画像Ｂのα系血管群の画素値を|Ｓ_Ｂ(α)|と表記し、画像Ｂのβ系血管群の画素値を|Ｓ_Ｂ(β)|と表記し、画像Ｂの背景の画素値を|Ｓ_Ｂ(back)|と表記するものとする。

そうすると、各画素値の間には、次の（式１）～（式３）の関係が成立する。
α系血管群の画素値： |Ｓ_Ｂ(α)|＞|Ｓ_Ａ(α)| （式１）
β系血管群の画素値： |Ｓ_Ａ(β)|＞|Ｓ_Ｂ(β)| （式２）
背景の画素値： |Ｓ_Ａ(back)|＝|Ｓ_Ｂ(back)| （式３）

（式１）～（式３）の関係は、図７（ａ）及び図７（ｂ）における、α系血管群の縦磁化、β系血管群の縦磁化、及び、背景の縦磁化の夫々の大きさの関係から容易に導き出せる。

ここまでが、図４のステップＳＴ１０１からステップＳＴ１０４までの処理の説明である。次のステップＳＴ１０５では、第２の画像と第１の画像とから差分画像を生成する。例えば、第２の画像の画素値から第１の画像の画素値を減算して差分画像を生成する。ステップＳＴ１０５の処理は、図３の差分処理機能４１１が行う。

ステップＳＴ１０５の処理により、差分画像は、次の（式４）～（式６）に示すように、概ね正の画素値、概ね負の画素値、概ねゼロの画素値によって構成されることになる。
α系血管群の画素値： |Ｓ_Ｂ(α)|－|Ｓ_Ａ(α)|＞０: 正 （式４）
β系血管群の画素値： |Ｓ_Ｂ(β)|－|Ｓ_Ａ(β)|＜０: 負 （式５）
背景の画素値： |Ｓ_Ａ(back)|－|Ｓ_Ｂ(back)|＝０: ゼロ （式６）
図９（ｂ）は、上記のようにして生成された差分画像の一例を示す図である。なお、図９（ａ）は、図９（ｂ）との対比のために示しており、図５（ａ）と同じ図である。

本実施形態では、上記の差分処理により、背景の画素値をゼロにして背景を抑制することができる効果に加えて、撮像領域内の複数の血管群の血液が、複数の流入血管の中のどの流入血管から流入しているのかを、差分画像の画素値の大小関係だけでなく、画素値の正負の符号のみによっても識別することが可能である。

例えば、上記の（式４）、（式５）によって明らかなように、画素値の符号が正の場合はその画素はα系血管群の画素、即ち、流入血管αから流入した血液の画素であると判定することができる。同様に、画素値の符号が負の場合はその画素はβ系血管群の画素、即ち、流入血管βから流入した血液の画素であると判定することができる。

なお、上述した例では、差分画像を、画像Ｂの画素値から画像Ａの画素値を減算して求めているが、逆に、画像Ａの画素値から画像Ｂの画素値を減算して差分画像を求めてもよい。この場合には、（式４）、（式５）から理解できるように、α系血管群の画素値の符号は負となり、β系血管群の画素値の符号は正となる。この場合であっても、差分画像の画素値の正負の符号のみによって、α系血管群とβ系血管群とを分離、識別できることに変わりはない。

図４に戻り、ステップＳＴ１０６では、差分画像に対してＭＩＰ（Maximum Intensity Projection）処理を行って、第１流入血管（例えば、流入血管α）に由来する第１血管像を生成する。また、ステップＳＴ１０７では、差分画像に対してｍｉｎＩＰ（minimum Intensity Projection）処理を行って、第２流入血管（例えば、流入血管β）に由来する第２血管像を生成する。

ＭＩＰ処理、即ち、最大値投影処理は、３次元的に構築されたデータ（本例では、３次元的な差分画像）に対し、任意の視点方向に投影処理を行い、投影経路中の最大値を抽出して画像を生成する処理である。一方、ｍｉｎＩＰ処理、即ち、最小値投影処理は、３次元的に構築されたデータに対し、任意の視点方向に投影処理を行い、投影経路中の最小値を抽出して画像を生成する処理である。

図８の右部、及び、図１０は、上記のステップＳＴ１０６、１０７の処理を説明する図である。図１０（ａ）は図９（ａ）と同じ図であり、ステップＳＴ１０５の処理で生成される差分画像を模式的に示す図である。図１０（ａ）に示す差分画像でも、画素値の大きさ、或いは、画素値の正負の符号によって、α系血管群とβ系血管群とを区別することが可能である。

ステップＳＴ１０６、１０７は、差分画像に対してＭＩＰ処理と、ｍｉｎＩＰ処理を行うことにより、α系血管群とβ系血管群を、更に明確に区別する処理である。上述したように、差分画像のα系血管群の画素値は正であり、β系血管群の画素値は負である。このことは、α系血管群の画素値はβ系血管群の画素値よりも常に大きいことを意味している。したがって、差分画像に対してＭＩＰ処理を施すことにより、差分画像からα系血管群を抽出し、図１０（ｂ）に例示するようなα系血管群画像を生成することができる。同様に、差分画像に対してｍｉｎＩＰ処理を施すことにより、差分画像からβ系血管群を抽出し、図１０（ｃ）に例示するようなβ系血管群画像を生成することができる。

なお、α系血管群を抽出する処理として、差分画像の中から正の画素値の画素のみを抽出する処理を、ＭＩＰ処理に換えて行ってもよいし、ＭＩＰ処理に加えて行ってもよい。同様に、β系血管群を抽出する処理として、差分画像の中から負の画素値の画素のみを抽出する処理を、ｍｉｎＩＰ処理に換えて行ってもよいし、ｍｉｎＩＰ処理に加えて行ってもよい。図４のステップＳＴ１０６の処理は、図３のＭＩＰ処理機能４１２が行い、ステップＳＴ１０７の処理は、ｍｉｎＩＰ処理機能４１３が行う。

なお、上記では、画像Ａと画像Ｂとから差分画像を生成し、生成した差分画像に対してＭＩＰ処理やｍｉｎＩＰ処理を行うことによって、α系血管群とβ系血管群とを分離、識別することを説明したが、差分画像を生成する処理や、ＭＩＰ処理、或いは、ｍｉｎＩＰ処理を省略することもできる。例えば、画像Ａと画像Ｂの夫々の画素値の、符号を含めた差分値に基づいて、α系血管群とβ系血管群とを分離、識別するようにしてもよい。

その後、図４のステップＳＴ１０８の処理を行ってもよい。ステップＳＴ１０８では、第１血管像（例えば、α系血管群画像）と、第２血管像（例えば、β系血管群画像）を互いに識別可能に合成してフュージョン画像を生成する。例えば、α系血管群画像とβ系血管群画像とを、互いに異なる有彩色となるように加工したり、互いに異なる明度の無彩色となるように加工したりして、両者が容易に識別可能な態様のフュージョン画像を生成する。ステップＳＴ１０８の処理は、図３のフュージョン画像生成機能４１４が行う。

ステップＳＴ１０９では、生成したフュージョン画像をディスプレイ４２に表示させる。ディスプレイ４２に表示させる画像は、フュージョン画像だけでなく、例えば、ステップＳＴ１０６、１０７で生成した、第１血管画像や第２血管画像でもよし、ステップＳＴ１０５で生成した差分画像でもよい。

上述した第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１によれば、例えば２つの流入血管から撮像領域に血液が流入する状況において、撮像領域内の血液がどの流入血管から流入しているのかを簡便に区別できる。また、撮像領域内の血液がどの流入血管に由来するかを、識別容易に表示することができる。

（第１の実施形態の第１変形例）
以下、第１の実施形態の変形例のいくつかについて説明する。以下に説明するいくつかの変形例では、ステップＳＴ１００の処理において、撮像条件設定機能４０１が設定するパルスシーケンスの一部のパラメータが上述した第１の実施形態と異なっている。したがって、各変形例においても、磁気共鳴イメージング装置１の構成自体は、図１及び図３に示した構成と同じであり、処理の流れも、図４に示したフローチャートと基本的には同じである。

図１１は、第１の実施形態の第１変形例の概念を説明する図である。また、図１２は、第１の実施形態の第１変形例に関連して、所謂、ＭＴ（Magnetic Transfer）効果について説明する図である。

図１２は、ＭＲ信号のスペクトル分布図であり、横軸に周波数、縦軸にＭＲ信号スペクトル強度を示す。生体内の自由水信号のスペクトルは狭帯域であるため、図１２では自由水信号のスペクトルを黒く太い矢印で表記している。一方、生体内でタンパク質などに結合している結合水のスペクトルは広帯域であり、自由水信号のスペクトルを中心に広がっている。

ここまで説明してきたように、ラベリングパルスは、撮像領域とは異なる領域に印加される。このことは、ＲＦパルスであるラベリングパルスの周波数は、撮像領域の自由水の磁気共鳴周波数に対してオフレゾナントの状態となり、ラベリングパルスは撮像領域の結合水スペクトルに印加されることを意味している。この結果、撮像領域の結合水から自由水に対して磁化移動（Magnetic Transfer）が発生し、自由水信号が減衰する現象が発生する。この自由水の減衰がＭＴ効果と呼ばれている。

上述した第１の実施形態では、図５（ａ）に示すように、ラベリングパルス（Ａ）の印加領域とラベリングパルス（Ｂ）の印加領域を、互いに近接した領域に設定している。この結果、図１２に示すように、ラベリングパルス（Ａ）とラベリングパルス（Ｂ）のオフレゾナント周波数Δｆはいずれも同程度となり、ラベリングパルス（Ａ）とラベリングパルス（Ｂ）の印加によるＭＴ効果も同程度となる。したがって、ＭＴ効果を受けた撮像領域の背景信号の大きさも、画像Ａと画像Ｂとの間で同程度となり、差分画像において背景信号を良好にキャンセルすることが可能となる。

一方、互いに区別したい２つの流入血管（流入血管αと流入血管β）の位置が離れている場合も有りうる。例えば、図１１に例示するように、流入血管αが右内頸動脈であり、流入血管βが左椎骨動脈である場合、ラベリングパルス（Ａ）とラベリングパルス（Ｂ）の印加領域を離さざるを得なくなくなる。この結果、ラベリングパルス（Ａ）によるＭＴ効果と、ラベリングパルス（Ｂ）によるＭＴ効果が異なってくる。そこで、第１の実施形態の第１変形例では、図１１の下部に示すように、パルスシーケンス（Ａ）のラベリングパルス（Ａ）の直後にコントロールパルス（Ｂ）を印加し、パルスシーケンス（Ｂ）のラベリングパルス（Ｂ）の直後にコントロールパルス（Ａ）を印加するパルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）を設定するようにしている。

コントロールパルス（Ｂ）は、ラベリングパルス（Ａ）のＭＴ効果をキャンセルするために印加するＲＦパルスである。このため、コントロールパルス（Ｂ）は、撮像領域に影響を与えない領域に印加され（図１１の例では、頭部の上方）、かつ、周波数軸上は、図１２に示すように、自由水の磁気共鳴周波数に関して、ラベリングパルス（Ａ）のオフレゾナント周波数Δｆと対称となる位置に設定される。

同様に、コントロールパルス（Ａ）は、ラベリングパルス（Ｂ）のＭＴ効果をキャンセルするために印加するＲＦパルスである。このため、コントロールパルス（Ａ）は、撮像領域に影響を与えない領域に印加され（図１１の例では、鼻の前方）、かつ、周波数軸上は、図１２に示すように、自由水の磁気共鳴周波数に関して、ラベリングパルス（Ｂ）のオフレゾナント周波数Δｆと対称となる位置に設定される。

言い換えると、第１の実施形態の第１変形例では、パルスシーケンス（Ａ）における、ラベリングパルス（Ａ）とコントロールパルス（Ｂ）とを組み合わせたＭＴ効果と、パルスシーケンス（Ｂ）における、ラベリングパルス（Ｂ）とコントロールパルス（Ａ）とを組み合わせたＭＴ効果が等しくなるように、コントロールパルス（Ａ）とコントロールパルス（Ｂ）を設定している。

（第１の実施形態の第２変形例）
図１３は、第１の実施形態の第２変形例のパルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）を例示する図である。第１の実施形態の第２変形例のパルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）では、ラベリングパルス（Ａ）、（Ｂ）から、夫々異なる遅延時間ＰＬＤ（Ａ）、ＰＬＤ（Ｂ）でデータ（Ａ）、（Ｂ）を収集するようにしている。遅延時間ＰＬＤ以外は、第１の実施形態と同じである。このようなパルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）によっても、撮像領域内の血液が、流入血管αと流入血管βのどちらから流入しているかを識別することができる。

（第１の実施形態の第３変形例）
図１４は、第１の実施形態の第３変形例のパルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）を例示する図である。第１の実施形態の第３変形例のパルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）では、複数の異なる遅延時間ＰＬＤで、言い換えると、複数の異なる時相で複数のデータを収集するようにしている。例えば、図１４に例示するように、パルスシーケンス（Ａ）では、ラベリングパルス（Ａ）から、夫々３つの遅延時間ＰＬＤ（１）、ＰＬＤ（２）、ＰＬＤ（３）で、データ（Ａ１）、データ（Ａ２）、データ（Ａ３）を収集するようにしている。同様に、パルスシーケンス（Ｂ）では、ラベリングパルス（Ｂ）から、夫々３つの遅延時間ＰＬＤ（１）、ＰＬＤ（２）、ＰＬＤ（３）で、データ（Ｂ１）、データ（Ｂ２）、データ（Ｂ３）を収集するようにしている。そして、対応する時相ごとに差分画像を生成することにより、撮像領域内の血液が、流入血管αと流入血管βのどちらから流入しているかを、複数の遅延時間ＰＬＤごとに（複数の時相ごとに）識別することができる。

（第１の実施形態の第４変形例）
図１５は、第１の実施形態の第４変形例のパルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）を例示する図である。第１の実施形態の第４変形例のパルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）では、図１５（ａ）に示すように、ラベリングパルス（Ａ）、（Ｂ）の印加領域が第１の実施形態と異なる。図１５に示す例では、流入血管αと流入血管βとの間に流入血管γが介在している。このような血管の配置状態では、ラベリングパルス（Ａ）の印加領域が、流入血管αの他に、識別対象である流入血管β以外の流入血管γを含むことがありうる。このような場合、第１の実施形態の第４変形例のパルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）では、ラベリングパルス（Ｂ）の印加領域を、流入血管βの他に流入血管γを含むように設定する。言い換えると、流入血管γを、ラベリングパルス（Ａ）とラベリングパルス（Ｂ）の夫々の印加領域に共通に含ませるようにしている。このような印加領域の設定により、差分画像において流入血管γの影響が相殺され、撮像領域内の血液が、流入血管αと流入血管βのどちらから流入しているかを識別することが可能となる。

（第２の実施形態）
ここまで説明してきた第１の実施形態、及びその各変形例では、画像Ａと画像Ｂを夫々絶対値画像として生成し、画像Ａと画像Ｂの各画素値（絶対値）を差分して差分画像を生成するという、差分方法を用いている。これに対して、第２の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１では、上記の差分方法とは異なる、差分方法の変形例を用いている。

例えば、差分方法の第１変形例として、図４のステップＳＴ１０３、ステップＳＴ１０４において、画像Ａ（第１の画像）と画像Ｂ（第２の画像）を、画素値が複素数の実部（リアルパート）で表されるｒｅａｌ画像として生成する。そして、ステップＳＴ１０５では、画像Ａと画像Ｂの各画素値（複素数の実部）を差分して、ｒｅａｌ画像としての差分画像を生成する。その後、このｒｅａｌ画像としての差分画像に対して、ステップＳＴ１０６のＭＩＰ処理やステップＳＴ１０７のｍｉｎＩＰ処理を行う。

また、差分方法の第２変形例として、画像Ａ及び画像Ｂを再構成する前に、生データ（即ち、ｋ空間データ）の状態で差分処理を行ってもよい。つまり、パルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）の実行によって収集されたｋ空間データとしてのデータ（Ａ）とデータ（Ｂ）を差分して、差分ｋ空間データを生成する。そして、この差分ｋ空間データを逆フーリエ変換によって再構成して複素画像としての差分画像を生成する。その後、この複素画像としての差分画像、或いは、各画素値の実部を用いたｒｅａｌ画像としての差分画像に対して、ステップＳＴ１０６のＭＩＰ処理やステップＳＴ１０７のｍｉｎＩＰ処理を行う。

上述した第２の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１によっても、撮像領域内の血液が、流入血管αと流入血管βのどちらから流入しているかを識別することができる。

（第３の実施形態）
上述した第１の実施形態及びその変形例、或いは第２の実施形態では、２つの流入血管（例えば、流入血管αと流入血管β）から撮像領域に血液が流入している場合に、撮像領域内の血液が、流入血管αと流入血管βのどちらから流入しているかを識別する手法を説明してきた。しかしながら、３つ以上の流入血管から撮像領域に血液が流入している場合も当然あり得る。

第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１では、３つ以上の複数の流入血管から撮像領域に血液が流入している場合においても、撮像領域内の血液が、複数の流入血管の中のどの流入血管から流入しているかを識別する手法を提供する。

図１６及び図１７は、第３の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１の動作概念を説明する図である。図１６及び図１７を用いた以下の説明では、３つの流入血管（流入血管α、流入血管β、流入血管γ）からの血液が撮像領域に流入するケースを用いているが、一般性を失うことなく、４以上の流入血管に対しても拡張可能である。

第３の実施形態では、図１６（ａ）に示すように、流入血管α、流入血管β、及び、流入血管γからの血液が撮像領域に流入している場合、図１６（ｂ）に示す３つのパルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）及び（Ｃ）を実行し、撮像領域から夫々３つのデータ（データ（Ａ）、データ（Ｂ）、データ（Ｃ））を収集する。

そして、第１の実施形態と同様に、パルスシーケンス（Ａ）のラベリングパルス（Ａ）を流入血管αの上流領域に局所的に、或いは、排他的に印加する。つまり、ラベリングパルス（Ａ）を、流入血管βや流入血管γの領域に印加することなく、流入血管αのみに印加する。この結果、ラベリングパルス（Ａ）の印加により、流入血管αから撮像領域に流入する血液のみが、図７（ａ）と同様に、その縦磁化成分の大きさが変化する一方、流入血管βや流入血管γの血液の縦磁化成分は何ら変化することなく同じ値に維持される。

同様に、パルスシーケンス（Ｂ）及び（Ｃ）の夫々のラベリングパルス（Ｂ）及び（Ｃ）も、流入血管β及び流入血管γの上流領域に夫々局所的に、或いは、排他的に印加される。

図１７は、２つのパルスシーケンスを用いた第１の実施形態の動作概念を説明する図８を、３つのパルスシーケンスを用いた第３の実施形態の動作概念に拡張した説明図である。第３の実施形態では、パルスシーケンス（Ａ）、（Ｂ）及び（Ｃ）の実行により収集された各データから、画像Ａ、画像Ｂ，及び、画像Ｃが生成される。各画像は、例えば、絶対値画像である。

ここで、図８の説明と同様に、画像Ａのα系血管群の画素値を|Ｓ_Ａ(α)|と表記し、画像Ａのβ系血管群の画素値を|Ｓ_Ａ(β)|と表記し、さらに、γ系血管群の画素値を|Ｓ_Ａ(γ)|と表記するものとする。また、画像Ａの背景の画素値を|Ｓ_Ａ(back)|と表記するものとする。

同様に、画像Ｂのα系血管群、β系血管群、及び、γ系血管群の画素値を、夫々、|Ｓ_Ｂ(α)|、|Ｓ_Ｂ(β)|、及び、|Ｓ_Ｂ(γ)|と表記し、画像Ｂの背景の画素値を|Ｓ_Ｂ(back)|と表記するものとする。

また同様に、画像Ｃのα系血管群、β系血管群、及び、γ系血管群の画素値を、夫々、|Ｓ_Ｃ(α)|、|Ｓ_Ｃ(β)|、及び、|Ｓ_Ｃ(γ)|と表記し、画像Ｃの背景の画素値を|Ｓ_Ｃ(back)|と表記するものとする。

そうすると、各画素値の間には、前述の（式１）～（式３）と類似した以下の関係が成立する。
α系血管群の画素値： |Ｓ_Ｂ(α)|＝|Ｓ_Ｃ(α)|＞|Ｓ_Ａ(α)| （式７）
β系血管群の画素値： |Ｓ_Ａ(β)|＝|Ｓ_Ｃ(β)|＞|Ｓ_Ｂ(β)| （式８）
γ系血管群の画素値： |Ｓ_Ａ(γ)|＝|Ｓ_Ｂ(γ)|＞|Ｓ_Ｃ(γ)| （式８）
背景の画素値： |Ｓ_Ａ(back)|＝|Ｓ_Ｂ(back)|＝|Ｓ_Ｃ(back)| （式１０）

次に、画像Ａと画像Ｂとから差分画像（１）を、例えば、（画像Ｂ－画像Ａ）の演算によって生成する。そうすると、差分画像（１）におけるα系血管群、β系血管群、γ系血管群、及び、背景の画素値の画素値は以下の各式となる。
α系血管群の画素値： |Ｓ_Ｂ(α)|－|Ｓ_Ａ(α)|＞０: 正 （式１１）
β系血管群の画素値： |Ｓ_Ｂ(β)|－|Ｓ_Ａ(β)|＜０: 負 （式１２）
γ系血管群の画素値： |Ｓ_Ｂ(γ)|－|Ｓ_Ａ(γ)|＝０: ゼロ （式１３）
背景の画素値： |Ｓ_Ａ(back)|－|Ｓ_Ｂ(back)|＝０: ゼロ （式１４）

上記の各式から判るように、ノイズ等の影響を無視すれば、差分画像（１）におけるα系血管群の画素値は正であり、β系血管群の画素値は負である一方、γ系血管群と背景の画素値はゼロとなる。したがって、第１の実施形態と同様に、差分画像（１）に対してＭＩＰ処理を施すことにより、差分画像（１）からα系血管群を抽出することが可能であり、同様に、差分画像（１）に対してｍｉｎＩＰ処理を施すことにより、差分画像（１）からβ系血管群を抽出することができる。

同様に、画像Ｂと画像Ｃとから差分画像（２）を、例えば、（画像Ｃ－画像Ｂ）の演算によって生成する。そうすると、差分画像（２）におけるα系血管群、β系血管群、γ系血管群、及び、背景の画素値の画素値は以下の各式となる。
α系血管群の画素値： |Ｓ_Ｃ(α)|－|Ｓ_Ｂ(α)|＝０: ゼロ （式１５）
β系血管群の画素値： |Ｓ_Ｃ(β)|－|Ｓ_Ｂ(β)|＞０: 正 （式１６）
γ系血管群の画素値： |Ｓ_Ｃ(γ)|－|Ｓ_Ｂ(γ)|＜０: 負 （式１７）
背景の画素値： |Ｓ_Ｃ(back)|－|Ｓ_Ｂ(back)|＝０: ゼロ （式１８）

上記の各式から判るように、ノイズ等の影響を無視すれば、差分画像（２）におけるβ系血管群の画素値は正であり、γ系血管群の画素値は負である一方、α系血管群と背景の画素値はゼロとなる。したがって、差分画像（２）に対してＭＩＰ処理を施すことにより、差分画像（２）からβ系血管群を抽出することが可能であり、同様に、差分画像（２）に対してｍｉｎＩＰ処理を施すことにより、差分画像（２）からγ系血管群を抽出することができる。

上記のように、撮像領域に流入血管α、流入血管β、及び、流入血管γからの血液が撮像領域に流入している場合であっても、撮像領域内のα系血管群、β系血管群、γ系血管群を簡便な方法で抽出し、識別することができる。

図１８は、複数の流入血管が撮像領域に流入する状況をモデル化した図であり、４以上の複数の流入血管に対しても、上述した第３の実施形態を適用可能であることを説明する模式図である。

例えば、図１８の中央にある撮像領域に、流入血管α、流入血管β、・・・、流入血管θの８つの流入血管からの血液が流入しているものとする。このような場合、印加領域が流入血管αに排他的に設定されたラベリングパルス（Ａ）を有するパルスシーケンス（Ａ）によって画像Ａを生成し、印加領域が流入血管βに排他的に設定されたラベリングパルス（Ｂ）を有するパルスシーケンス（Ｂ）によって画像Ｂを生成し、印加領域が流入血管γに排他的に設定されたラベリングパルス（Ｃ）を有するパルスシーケンス（Ｃ）によって画像Ｃを生成し、印加領域が流入血管δに排他的に設定されたラベリングパルス（Ｄ）を有するパルスシーケンス（Ｄ）によって画像Ｄを生成し、というふうに、８つの画像（画像Ａ～画像Ｈ）を生成する。

そして、これらの画像の中から選択した２つの画像の差分画像から、２つの画像に対応する２つの流入血管に由来した、撮像領域内の２つの血液（血管群）を区別することができる。例えば、画像Ａと画像Ｂの差分画像から、撮像領域内の、流入血管αに由来する血液と、流入血管βに由来する血液とを区別することができる。また、画像Ｂと画像Ｃの差分画像から、流入血管βに由来する血液と、流入血管γに由来する血液とを区別することができ、画像Ｃと画像Ｄの差分画像から、流入血管γに由来する血液と、流入血管δに由来する血液とを区別することができる。また、画像Ａと画像Ｄを差分した差分画像からは、流入血管αに由来する血液と、流入血管δに由来する血液とを区別することができる。

（血管分離表示装置）
図１９は、本発明の他の実施形態に係る血管分離表示装置８００の構成例を示すブロック図である。図１９に示すように、血管分離表示装置８００は、処理回路８０、記憶回路８１、ディスプレイ８２、及び入力デバイス８３、及び、入力インタフェース８０１を有する装置、例えば、コンピュータとして構成されている。

処理回路８０、記憶回路８１、ディスプレイ８２、及び入力デバイス８３は、前述したコンソール４００における処理回路４０、記憶回路４１、ディスプレイ４２、及び入力デバイス４３と類似の機能を有しているため、説明を省略する。

血管分離表示装置８００の入力インタフェース８０１は、有線又は無線のネットワーク、或いは、専用又は汎用の通信回線を介してデータを入力したり、光ディスクやＵＳＢメモリ等の記憶媒体を介してデータを入力したりするインタフェース回路である。本実施形態の血管分離表示装置８００では、入力インタフェース８０１を介して、前述した磁気共鳴イメージング装置１で生成された画像Ａ（即ち、第１画像）及び画像Ｂ（即ち、第２画像）を、処理回路８０の第１画像入力機能８０２、及び、第２画像入力機能８０３が入力する。

処理回路８０の画像処理機能４１０が行う処理は、前述した磁気共鳴イメージング装置１と同じであり、説明を省略する。実施形態の血管分離表示装置８００によれば、入力した画像Ａ及び画像Ｂに対する処理によって、撮像領域内の血液がどの流入血管から流入しているのかを簡便に区別することができる。

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及び血管分離表示装置は、複数の流入血管から撮像領域に血液が流入する状況において、撮像領域内の血液がどの流入血管から流入しているのかを簡便に区別することができる。

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第１画像生成機能及び第２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、画像処理機能は、特許請求の範囲の記載における処理部の一例である。

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、８０ 処理回路
４１、８１ 記憶回路
４２、８２ ディスプレイ
４３、８３ 入力デバイス
４００ コンソール
４０１ 撮影条件設定機能
４０２ 第１画像生成機能
４０３ 第２画像生成機能
４１０ 画像処理機能
４１１ 差分処理機能
４１２ ＭＩＰ処理機能
４１３ ｍｉｎＩＰ処理機能
４１４ フュージョン画像生成機能
６００ 収集部
８００ 血管分離表示装置
８０１ 入力インタフェース
８０２ 第１画像入力機能
８０３ 第２画像入力機能

Claims (11)

1. 撮像領域に血液を供給する第１の流入血管に対して、第１のラベリングパルスを局所的に印加し、前記第１のラベリングパルスの印加から所定の遅延時間後、前記撮像領域から第１の磁気共鳴信号を収集する第１のパルスシーケンスと、前記撮像領域に血液を供給する、前記第１の流入血管とは異なる第２の流入血管に対して、第２のラベリングパルスを局所的に印加し、その後、前記撮像領域からの第２の磁気共鳴信号を収集するための第２のパルスシーケンスと、を設定する設定部と、
   前記第１及び第２のパルスシーケンスの印加によって収集された前記第１及び第２の磁気共鳴信号から、第１の画像及び第２の画像を夫々生成する生成部と、
   前記第１の画像と前記第２の画像との差分によって、前記撮像領域内の複数の血管を、前記第１の流入血管に由来する第１血管と、前記第２の流入血管に由来する第２血管とに区別する処理部と、
   を有する磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記生成部は、前記第１の画像及び前記第２の画像を夫々絶対値画像として生成し、
   前記処理部は、前記第１の画像及び前記第２の画像の夫々の画素値の、符号を含めた差分値に基づいて、前記撮像領域内の複数の血管を、前記第１の流入血管に由来する前記第１血管と、前記第２の流入血管に由来する前記第２血管とに区別する、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記生成部は、前記第１の画像及び前記第２の画像を夫々絶対値画像として生成し、
   前記処理部は、前記第２の画像から前記第１の画像を減算した差分画像に対して、ＭＩＰ（Maximum Intensity Projection）法を適用して、前記撮像領域内の複数の血管から前記第１の流入血管に由来する前記第１血管を抽出する一方、前記差分画像に対して、ｍｉｎＩＰ（minimum Intensity Projection）法を適用して、前記撮像領域内の複数の血管から前記第２の流入血管に由来する前記第２血管を抽出する、
   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、前記第１の画像及び前記第２の画像を夫々絶対値画像として生成し、
   前記処理部は、前記第１の画像から前記第２の画像を減算した差分画像に対して、ＭＩＰ（Maximum Intensity Projection）法を適用して、前記撮像領域内の複数の血管から前記第２の流入血管に由来する前記第２血管を抽出する一方、前記差分画像に対して、ｍｉｎＩＰ（minimum Intensity Projection）法を適用して、前記撮像領域内の複数の血管から前記第１の流入血管に由来する前記第１血管を抽出する、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記処理部は、抽出した前記第１血管と、前記第２血管とを互いに識別可能に合成し、前記撮像領域内の複数の血管が、前記第１の流入血管に由来する前記第１血管と前記第２の流入血管に由来する前記第２血管とに区別されたフュージョン画像を生成する、
   請求項３又は４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記設定部は、前記第１のラベリングパルスの印加によって生じる第１のＭＴ（Magnetic Transfer）効果と、前記第２のラベリングパルスの印加によって生じる第２のＭＴ効果とが、前記差分によって相殺されるように、前記第１のラベリングパルスの印加領域と前記第２のラベリングパルスの印加領域を設定する、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記設定部は、前記第１のラベリングパルスの印加領域と前記第２のラベリングパルスの印加領域とを、前記第１のラベリングパルスの印加によって生じる第１のＭＴ（Magnetic Transfer）効果と、前記第２のラベリングパルスの印加によって生じる第２のＭＴ効果とが、前記差分によっても相殺されない位置に設定する場合には、前記第２のラベリングパルスの直後に前記第２のＭＴ効果を相殺するための第１のコントロールパルスを印加し、前記第１のラベリングパルスの直後に前記第１のＭＴ効果を相殺するための第２のコントロールパルスを印加する、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記設定部は、前記第１のラベリングパルスの印加領域が、前記第１の流入血管の他に、前記第１の流入血管及び前記第２の流入血管以外の第３の流入血管を含む場合には、前記第２のラベリングパルスの印加領域を、前記第２の流入血管の他に、前記第３の流入血管を含むように設定する、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記設定部は、
   前記第１のラベリングパルスを右内頸動脈に印加し、前記第１の磁気共鳴信号を頭部から収集する前記第１のパルスシーケンスと、
   前記第２のラベリングパルスを左内頸動脈に印加し、前記第２の磁気共鳴信号を前記頭部から収集する前記第２のパルスシーケンスと、
   を設定する、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. ラベリングパルスと、前記ラベリングパルスの印加から所定の遅延時間後にデータを収集するパルスシーケンスであって、撮像領域に血液を供給する複数の流入血管に対して、前記ラベリングパルスを複数の流入血管にそれぞれ局所的に印加する複数のパルスシーケンス、を設定する設定部と、
    前記複数のパルスシーケンスの印加によって収集された複数の磁気共鳴信号のセットから、複数の画像を夫々生成する生成部と、
    前記複数の画像間の差分によって、前記撮像領域内の複数の血管を、前記複数の流入血管に由来する夫々の血管に区別する処理部と、
    を有する磁気共鳴イメージング装置。
11. 撮像領域に血液を供給する第１の流入血管に対して、第１のラベリングパルスを局所的に印加し、前記第１のラベリングパルスの印加から所定の遅延時間後、前記撮像領域から第１の磁気共鳴信号を収集する第１のパルスシーケンスと、前記撮像領域に血液を供給する、前記第１の流入血管とは異なる第２の流入血管に対して、第２のラベリングパルスを局所的に印加し、その後、前記撮像領域からの第２の磁気共鳴信号を収集するための第２のパルスシーケンスの印加によって収集された前記第１及び第２の磁気共鳴信号から生成された、第１の画像及び第２の画像を入力する入力部と、
    前記第１の画像と前記第２の画像との差分によって、前記撮像領域内の複数の血管を、前記第１の流入血管に由来する第１血管と、前記第２の流入血管に由来する第２血管とに分離する処理部と、
    分離された前記第１血管及び前記第２血管の少なくとも一方を表示する表示部と、
    を有する血管分離表示装置。
    

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