WO2014163164A1 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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WO2014163164A1
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徳典 木村
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株式会社東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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    • G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
    • G01R33/56308—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging
    • G01R33/56333—Involving spatial modulation of the magnetization within an imaged region, e.g. spatial modulation of magnetization [SPAMM] tagging

Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging apparatus.
  • the types of readout sequences included in pulse sequences used in magnetic resonance imaging apparatuses can be broadly classified into SE (Spin Echo) and FE (Field Echo) (GRE (Gradient Echo)) systems.
  • the FE system includes a FLASH (Fast Low-Angle shot) system and an SSFP (Steady State Free Precession) system.
  • these readout sequences have a lower SNR (Signal-to-Noise Ratio) per unit acquisition time as the former, but are more resistant to magnetic field inhomogeneity (distortion and signal loss), and the latter as the unit It is known that the S / N ratio per collection time is high but weak against magnetic field inhomogeneity. For this reason, the operator of the magnetic resonance imaging apparatus grasps the characteristics of each readout sequence, and appropriately uses the type of readout sequence and the imaging conditions according to the region to be imaged and the purpose of imaging.
  • the problem to be solved by the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of obtaining a higher quality image in accordance with the region to be imaged and the purpose of imaging.
  • a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus includes a division unit, a collection unit, and a synthesis unit.
  • the dividing unit divides the imaging region of the subject into at least two temporal or spatial ranges.
  • the collection unit collects data using the first readout sequence for the first range of the temporal or spatial range, and for the second range, at least the type of sequence and the imaging condition
  • One side collects data using a second read sequence different from the first read sequence.
  • the synthesizing unit synthesizes an image generated from the data collected by the first read sequence and an image generated from the data collected by the second read sequence.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration example of an MRI apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram (1) for explaining an example of the conventional ASL method.
  • FIG. 3 is a diagram (2) for explaining an example of the conventional ASL method.
  • FIG. 4 is a diagram (3) for explaining an example of the conventional ASL method.
  • FIG. 5 is a diagram (1) for explaining the conventional 3DTOF-MRA.
  • FIG. 6 is a diagram (2) for explaining the conventional 3DTOF-MRA.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating an example of an FE read sequence according to the first embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating an example of an SSFP read sequence according to the first embodiment.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating a detailed configuration example of the MRI apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 10 is a diagram showing data collection by conventional ST-MI-ASL.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating ST-MI-ASL performed by the collection unit according to the first embodiment.
  • FIG. 12 is a diagram for explaining image correction performed by the synthesis unit according to the first embodiment.
  • FIG. 13 is a flowchart showing a flow of processing performed by the MRI apparatus according to the first embodiment.
  • FIG. 14 is a diagram for explaining ASL-MRA using the multi-slab method performed by the MRI apparatus according to the second embodiment.
  • FIG. 15 is a diagram for explaining ASL-MRA using ST-MI-ASL performed by the MRI apparatus according to the second embodiment.
  • FIG. 16 is a diagram (1) for explaining the PASL method performed by the MRI apparatus according to the third embodiment.
  • FIG. 17 is a diagram (2) for explaining the PASL method performed by the MRI apparatus according to the third embodiment.
  • FIG. 18 is a diagram (3) for explaining the PASL method performed by the MRI apparatus according to the third embodiment.
  • FIG. 19 is a diagram for explaining the PASL method using the multi-slab method performed by the MRI apparatus according to the third embodiment.
  • FIG. 20 is a diagram for explaining HE-MT-PASL performed by the MRI apparatus according to the fourth embodiment.
  • FIG. 21 is a diagram (1) for explaining ST-MR-ASL performed by the MRI apparatus according to the fourth embodiment.
  • FIG. 22 is a diagram (2) for explaining ST-MR-ASL performed by the MRI apparatus according to the fourth embodiment.
  • FIG. 23 is a diagram for explaining a multi-slab 3DTOF-MRA performed by the MRI apparatus according to the fifth embodiment.
  • FIG. 24 is a diagram for explaining
  • FIG. 1 is a diagram illustrating a configuration example of an MRI apparatus according to the first embodiment.
  • the MRI apparatus 100 includes a static magnetic field magnet 1, a gradient magnetic field coil 2, a gradient magnetic field power source 3, a bed 4, a bed control unit 5, a transmission RF coil 6, a transmission unit 7, a reception RF coil 8, and a reception.
  • Unit 9 sequencer 10, ECG (Electrocardiogram) sensor 21, ECG unit 22, and computer system 30.
  • ECG Electrocardiogram
  • the static magnetic field magnet 1 is a magnet formed in a hollow cylindrical shape, and generates a uniform static magnetic field in the internal space.
  • a permanent magnet, a superconducting magnet or the like is used as the static magnetic field magnet 1, for example, a permanent magnet, a superconducting magnet or the like.
  • the gradient magnetic field coil 2 is a coil formed in a hollow cylindrical shape, and is disposed inside the static magnetic field magnet 1.
  • the gradient magnetic field coil 2 is formed by combining three coils corresponding to the X, Y, and Z axes orthogonal to each other, and these three coils are individually supplied with current from a gradient magnetic field power source 3 to be described later.
  • a gradient magnetic field whose magnetic field strength changes along the X, Y, and Z axes is generated.
  • the Z-axis direction is the same direction as the static magnetic field.
  • the gradient magnetic field power supply 3 supplies a current to the gradient magnetic field coil 2.
  • the gradient magnetic fields of the X, Y, and Z axes generated by the gradient coil 2 correspond to, for example, the slice selection gradient magnetic field Gs, the phase encoding gradient magnetic field Ge, and the readout gradient magnetic field Gr, respectively.
  • the slice selection gradient magnetic field Gs is used to arbitrarily determine an imaging section.
  • the phase encoding gradient magnetic field Ge is used to change the phase of the magnetic resonance signal in accordance with the spatial position.
  • the readout gradient magnetic field Gr is used for changing the frequency of the magnetic resonance signal in accordance with the spatial position.
  • the couch 4 includes a couchtop 4a on which the subject P is placed. Under the control of a couch controller 5 described later, the couchtop 4a is placed in the cavity of the gradient magnetic field coil 2 with the subject P placed thereon. Insert into (imaging port). Usually, the bed 4 is installed such that the longitudinal direction is parallel to the central axis of the static magnetic field magnet 1.
  • the couch controller 5 is a device that controls the couch 4 under the control of the controller 36, and drives the couch 4 to move the top 4a in the longitudinal direction and the vertical direction.
  • the transmission RF coil 6 is disposed inside the gradient magnetic field coil 2, receives an RF (Radio Frequency) pulse from the transmission unit 7, and applies an RF wave to the subject P.
  • the transmitter 7 transmits an RF wave corresponding to the Larmor frequency to the transmission RF coil 6.
  • the reception RF coil 8 is arranged inside the gradient coil 2 and receives a magnetic resonance signal radiated from the subject P due to the influence of the RF wave. When receiving the magnetic resonance signal, the reception RF coil 8 outputs the magnetic resonance signal to the receiving unit 9.
  • the receiving unit 9 generates MR (Magnetic Resonance) data based on the magnetic resonance signal output from the reception RF coil 8. Specifically, the receiving unit 9 generates MR data by digitally converting the magnetic resonance signal output from the reception RF coil 8. This MR data is obtained in the PE (Phase Encode) direction, RO (Read Out) direction, and SE (Slice Encode) direction by the above-described slice selection gradient magnetic field Gs, phase encoding gradient magnetic field Ge, and readout gradient magnetic field Gr. By associating the spatial frequency information, it is generated as data corresponding to the k space. When the MR data is generated, the receiving unit 9 transmits the MR data to the sequencer 10.
  • the receiving unit 9 may be provided on the gantry device side including the static magnetic field magnet 1 and the gradient magnetic field coil 2.
  • the sequencer 10 collects data for generating an image of the subject P by driving the gradient magnetic field power source 3, the transmission unit 7, and the reception unit 9 according to the sequence execution information transmitted from the computer system 30.
  • the sequence execution information is information defining a pulse sequence for collecting MR data from the subject P.
  • the sequence execution information includes the strength of the power supplied from the gradient magnetic field power supply 3 to the gradient magnetic field coil 2 and the timing of supplying the power, the strength of the RF signal transmitted from the transmitter 7 to the transmission RF coil 6, and the RF signal.
  • the information defines the procedure for collecting data, such as the timing of transmitting and the timing at which the receiving unit 9 detects the magnetic resonance signal.
  • the sequencer 10 drives the gradient magnetic field power source 3, the transmission unit 7, and the reception unit 9 to scan the subject P. As a result, when the MR data is transmitted from the reception unit 9, the MR data is transmitted to the computer system 30. Forward.
  • the ECG sensor 21 is attached to the body surface of the subject P and detects an ECG signal indicating the heartbeat, pulse wave, respiration, etc. of the subject P as an electrical signal.
  • the ECG unit 22 performs a variety of processing including A / D conversion processing and delay processing on the ECG signal detected by the ECG sensor 21 to generate a gate signal, and transmits the generated gate signal to the sequencer 10.
  • the computer system 30 performs overall control of the MRI apparatus 100.
  • the computer system 30 performs data collection, image reconstruction, and the like by driving the above-described units.
  • the computer system 30 includes an interface unit 31, an image reconstruction unit 32, a storage unit 33, an input unit 34, a display unit 35, and a control unit 36.
  • the interface unit 31 controls transmission / reception of various signals exchanged between the computer system 30 and the sequencer 10. For example, the interface unit 31 transmits sequence execution information to the sequencer 10 and receives MR data from the sequencer 10. When receiving the MR data, the interface unit 31 stores each MR data in the storage unit 33 for each subject P.
  • the image reconstruction unit 32 performs post-processing, that is, reconstruction processing such as Fourier transform, on the MR data stored in the storage unit 33 to generate image data in which the inside of the subject P is depicted.
  • the storage unit 33 stores the MR data received by the interface unit 31 and the image data generated by the image reconstruction unit 32 for each subject P.
  • the input unit 34 receives various instructions and information input from the operator.
  • a pointing device such as a mouse or a trackball
  • a selection device such as a mode change switch
  • an input device such as a keyboard
  • the display unit 35 displays various information such as spectrum data or image data under the control of the control unit 36.
  • a display device such as a liquid crystal display can be used.
  • the control unit 36 has a CPU (Central Processing Unit), a memory, and the like (not shown), and performs overall control of the MRI apparatus 100. Specifically, the control unit 36 generates sequence execution information based on various instructions received from the operator via the input unit 34 and transmits the generated sequence execution information to the sequencer 10 to perform scanning. The image reconstruction is performed based on the MR data sent from the sequencer 10 as a result of scanning.
  • CPU Central Processing Unit
  • memory and the like
  • the MRI apparatus 100 can image a subject by various imaging methods using various readout sequences.
  • the sequence from the application of the excitation RF pulse to the acquisition of the magnetic resonance signal is referred to as a “read sequence”, and various pre-pulses such as a labeling RF pulse applied before the read sequence.
  • the entire sequence including the readout sequence is called a “pulse sequence”.
  • the types of readout sequences included in the pulse sequence used in the MRI apparatus can be broadly classified into SE systems and FE (GRE) systems.
  • FE systems include FLASH systems and SSFP systems.
  • these read sequences have a lower SN ratio per unit acquisition time as the former, but are more resistant to magnetic field inhomogeneity (distortion and signal loss), while the latter has a higher SN ratio per unit acquisition time but a magnetic field. It is known to be weak in uniformity. For this reason, the operator of the magnetic resonance imaging apparatus grasps the characteristics of each readout sequence, and appropriately uses the type of readout sequence and the imaging conditions according to the region to be imaged and the purpose of imaging.
  • one of the imaging methods using an MRI apparatus is an ASL (Arterial Spin Labeling) method.
  • the ASL method is an imaging method in which blood flow is imaged in a non-contrast manner by collecting data after a predetermined waiting time has elapsed after applying an RF wave for labeling the fluid flowing into the imaging region. is there.
  • FIGS. 2 to 4 are diagrams for explaining the conventional ASL method.
  • the ASL method in order to suppress the background signal, an image called a tag image and an image called a control image are generated, and a difference image between the two images is generated.
  • FIG. 2 in the ASL method, blood (arterial blood flow) flowing into an imaging region is labeled on a tag region (tag slab) set upstream of the imaging region (imaging slab). An RF wave is applied. Then, as shown in FIG. 3, data collection (imaging) is performed after a predetermined waiting time TI has elapsed since the RF wave (tag) is applied, and a tag image is generated from the collected data. Furthermore, in the ASL method, as shown in FIG. 2, as shown in FIG. 2, an RF wave is also applied to a control region (control slab) set on the opposite side of the tag region across the imaging region. Then, as shown in FIG.
  • the data collection (imaging) is performed after the same waiting time TI as when the data collection for the tag image is performed.
  • a control image is generated from the processed data. Then, as shown in FIG. 4, an ASL image (ASL image) with a suppressed background signal is obtained by generating a difference image between the generated tag image (tag image) and control image (control image).
  • ASL-MRA MR Angio
  • ASL-MRP MR Perfusion
  • ASL-MRA and ASL-MRP are both ASL methods, but the technical points are different.
  • ASL-MRA the number of additions may be small because the S / N ratio of the blood vessel is large, but temporal resolution and spatial resolution are required.
  • ASL-MRP an image with a signal-to-noise ratio of the blood flow signal that is much lower (less than 1/1000) in the background compared to ASL-MRA can be obtained.
  • MTC Magneticization Transfer Contrast
  • the blood flow volume is high in the kidneys and lungs, and the brain, prostate, and muscle are low, so the imaging conditions of the readout sequence differ depending on the organ to be imaged.
  • 3D TOF 3 Dimensional Time-Of-Flight
  • 3D TOF-MRA 3 Dimensional Time-Of-Flight
  • the SN ratio increases as the thickness of the region (imaging slab) decreases. Therefore, in 3DTOF-MRA, a multi-slab method is used in which an imaging region is divided into a plurality of divided regions and data is collected for each of the plurality of divided regions.
  • FIG. 5 and 6 are diagrams for explaining the conventional 3DTOF-MRA.
  • FIG. 5 shows an example of imaging by a single-slab method
  • FIG. 6 shows an example of imaging by a multi-slab method.
  • the RF wave irradiated to the imaging region is inclined (the farther away from the inflow portion, the smaller the RF wave flip angle).
  • TONE Tinted Optimized Non-saturation Excitation
  • ISCE Inclined Slab for Contrast Enhancement
  • the TONE method may be used in combination with the multi-slab method.
  • GRE FE
  • One of the other imaging methods using an MRI apparatus is diffusion imaging.
  • a single-shot SE-EPI (Echo Planar Imaging) readout sequence is mainly used, but an FSE (Fast Spin Echo) readout sequence is also used for a portion with large distortion.
  • EPI Echo Planar Imaging
  • FSE Fast Spin Echo
  • TE Echo Time
  • matrix matrix
  • SENSE Sensitivity Encoding
  • PROPELLER Periodically Rotated Overlapping, Parallel Lines with Enhanced Reconstruction
  • the MRI apparatus it is possible to image a subject by various imaging methods, and in each imaging method, depending on the region to be imaged and the purpose of imaging, the type of reading sequence and the imaging are properly used. Yes.
  • an FE (GRE) read sequence such as FE (GRE), SSFP, and FE-EPI is used as a read sequence for collecting echo signals.
  • SE-based read sequences such as FSE and SE-EPI are also used.
  • various methods such as Cartesian and non-Cartesian (spiral, radial) are used for filling the k space. Among these, there is no method that is optimal for all cases of the target site (target organ) and purpose of use, that is, there is no almighty method, depending on whether it is MRA or MRP, or depending on the organ to be imaged, They are properly used.
  • the FE (GRE) system has a higher SN ratio than the SE system, but is weak against magnetic field inhomogeneity, and among the FE systems, SSFP (Fast Imaging with Steady-state Precession: FISP is also called. ) System has a higher signal-to-noise ratio than the FLASH system, but is also more vulnerable to magnetic field inhomogeneities. Therefore, when imaging the main trunk of the brain with ASL-MRA, the FE system is mainly used because of the sinuses and temporal bones, and the SSFP system is often used when imaging abdominal organs. . Further, it is known that the SSFP system having a high S / N ratio is excellent in imaging the peripheral artery at the top of the brain, since the magnetic field inhomogeneity is not a problem.
  • Time-Resolve MRA Time-Resolve MRA
  • the labeled blood is in the main artery when the TI is short, and moves to the peripheral artery when the TI is long. Therefore, the FE (GRE) system is suitable when the TI is short, and the SSFP system is suitable when the TI is long.
  • the FE (GRE) system is suitable when the TI is short
  • the SSFP system is suitable when the TI is long.
  • 3DTOF-MRA the vicinity of the Willis ring is the FE system, and the top of the head is the SSFP system.
  • the kind of readout sequence and imaging conditions suitable for each position are used. It is desirable to use properly. However, in general, it is difficult for the operator to switch the type of reading sequence and the imaging conditions according to the temporal position and the spatial position, and a mechanism for control on the apparatus side is required.
  • the MRI apparatus 100 divides a temporal range or a spatial range when imaging a subject into at least two ranges, and the first range.
  • data collection is performed using a second readout sequence that is different from the first readout sequence in the type of sequence or the imaging conditions. Then, the MRI apparatus 100 combines the image generated from the data collected by the first readout sequence and the image generated from the data collected by the second readout sequence.
  • the type or imaging condition of the first readout sequence is suitable for imaging the first range
  • the type or imaging condition of the second readout sequence is imaged in the second range. Therefore, imaging is performed using an appropriate readout sequence in accordance with a temporal position or a spatial position when imaging the subject. That is, according to the MRI apparatus 100 according to the first embodiment, according to the temporal position or spatial position when imaging the subject, the type of reading sequence or imaging conditions suitable for each position is used. By picking up an image, a higher quality image can be easily obtained.
  • a detailed configuration of the MRI apparatus 100 according to the first embodiment and a flow of processing performed by the MRI apparatus 100 according to the first embodiment will be described.
  • MI Single-Tag Multiple-TI
  • An example of imaging a head blood vessel of a subject with MI (Single-Tag Multiple-TI) -ASL will be described.
  • a general FE (hereinafter simply referred to as FE) read sequence is used as the first read sequence
  • an SSFP read sequence is used as the second read sequence. An example will be described.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating an example of an FE-based read sequence according to the first embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating an example of an SSFP read sequence according to the first embodiment.
  • each readout sequence illustrated in FIGS. 7 and 8 is a readout sequence for 3D imaging.
  • the FE read sequence illustrated in FIG. 7 generates an echo signal by inverting the readout gradient magnetic field Gr, and further applies an applied gradient to the phase encoding gradient magnetic field Ge.
  • a rewind gradient magnetic field is applied to cancel the magnetic field after data collection.
  • the SSFP read sequence illustrated in FIG. 8 is the same as the read sequence shown in FIG. 7 except that the slice selection gradient magnetic field Gs, the phase encoding gradient magnetic field Ge, and the readout gradient magnetic field Gr have a repetition time TR. Among them, the rewind gradient magnetic field is applied so that the integral value of the gradient magnetic field becomes zero.
  • the SSFP read sequence illustrated in FIG. 8 has a higher S / N ratio per unit acquisition time than the FE read sequence illustrated in FIG. 7, but applies a rewind gradient magnetic field in three axial directions. Since the integral value of the gradient magnetic field is adjusted, the magnetic field is not uniform.
  • the FE readout sequence illustrated in FIG. 7 is stronger in magnetic field inhomogeneity and higher in spatial resolution than the SSFP readout sequence illustrated in FIG. 8, but the SN ratio per unit collection time is high. Is low.
  • the MRI apparatus 100 is based on the waiting time from when the RF wave for labeling is applied until data collection is performed when imaging the subject's head blood vessel with ST-MI-ASL.
  • the temporal range at the time of imaging is divided into at least two ranges.
  • the MRI apparatus 100 collects data using the FE-based read sequence that is strong in magnetic field inhomogeneity for the range with the shorter waiting time out of the two divided ranges.
  • data collection is performed using an SSFP read sequence with a high S / N ratio.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating a detailed configuration example of the MRI apparatus 100 according to the first embodiment.
  • FIG. 9 shows the sequencer 10 and the computer system 30 shown in FIG. 9 illustrates an interface unit 31, an image reconstruction unit 32, a storage unit 33, an input unit 34, a display unit 35, and a control unit 36 among the functional units included in the computer system 30.
  • the storage unit 33 includes an imaging condition storage unit 33a, a division information storage unit 33b, an MR data storage unit 33c, and an image data storage unit 33d.
  • the imaging condition storage unit 33a stores imaging conditions for each type of readout sequence used for imaging the subject.
  • the imaging conditions referred to here are parameter values of various imaging parameters necessary for generating a readout sequence. For example, acquisition matrix, NAQ, slab thickness, number of slices in slab, number of shots, SENSE-Factor, etc. It is.
  • the imaging conditions include types of sampling methods such as PROPELLER and radial systems.
  • the imaging condition storage unit 33a stores at least imaging conditions related to the FE read sequence and imaging conditions related to the SSFP read sequence.
  • the division information storage unit 33b stores information serving as a reference for dividing a temporal range or a spatial range when imaging the subject. For example, the division information storage unit 33b stores anatomical information regarding the region to be imaged. In the present embodiment, the division information storage unit 33b takes time between the range in which labeled blood flows through the main artery and the range through which the peripheral artery flows when the head blood vessel of the subject is imaged by ST-MI-ASL. As information to divide a specific range, when the labeled blood reaches around the second branch when the branch divided into the left and right of MCA (Middle-Cerebral Artery) is the first branch Memorize the waiting time.
  • MCA Middle-Cerebral Artery
  • the information stored in the division information storage unit 33b is not limited to anatomical information.
  • a waiting time that is determined to be most suitable by the operator among waiting times used as a reference in imaging performed in the past may be stored. That is, the experience value of the operator regarding the waiting time may be stored.
  • the MR data storage unit 33c stores MR data received from the sequencer 10 via the interface unit 31.
  • the image data storage unit 33d stores the image reconstructed from the MR data by the image reconstruction unit 32.
  • the control unit 36 includes an imaging condition setting unit 36a, a dividing unit 36b, a collecting unit 36c, a blood flow image generating unit 36d, and a combining unit 36e.
  • the imaging condition setting unit 36a sets imaging conditions for each type of readout sequence used for imaging the subject. Specifically, the imaging condition setting unit 36a receives input of parameter values of various imaging parameters from the operator via the input unit 34, and registers the received parameter values in the imaging condition storage unit 33a as imaging conditions. In the present embodiment, the imaging condition setting unit 36a sets at least imaging conditions related to the FE readout sequence and imaging conditions related to the SSFP readout sequence.
  • the dividing unit 36b divides the temporal range or the spatial range when imaging the subject into at least two ranges. Specifically, the dividing unit 36b divides the temporal range or the spatial range based on the information stored by the divided information storage unit 33b. In the present embodiment, the dividing unit 36b is based on the waiting time from when the RF wave for labeling is applied until data collection is performed when imaging the head blood vessel of the subject with ST-MI-ASL. The time range during imaging is divided into at least two ranges.
  • the dividing unit 36b divides the temporal range at the time of imaging into at least two ranges by setting at least one waiting time among the plurality of waiting times as a threshold value. Specifically, the dividing unit 36b sets a waiting time that matches the waiting time stored in the dividing information storage unit 33b among the plurality of waiting times used in ST-MI-ASL as a threshold value. In the present embodiment, the dividing unit 36b sets, as a threshold, a waiting time when labeled blood reaches around the second branch when the branch divided into the left and right of the MCA is the first branch.
  • the temporal range is divided into a range in which the labeled blood flows through the main trunk artery and a range through which the peripheral blood flows.
  • the collection unit 36c collects data using the first readout sequence for the first range of at least two ranges divided by the division unit 36b, and the type or imaging of the readout sequence for the second range. Data collection is performed using a second read sequence whose conditions are different from the first read sequence.
  • the collection unit 36c when capturing the head blood vessel of the subject with ST-MI-ASL, the collection unit 36c reads out the FE system from the two divided ranges with the shorter waiting time. Data collection is performed using the sequence, and data collection is performed using the SSFP read sequence for the longer waiting time range. Specifically, the collection unit 36c generates FE-based sequence information and SSFP-based sequence information based on the imaging conditions stored in the imaging condition storage unit 33a. Then, the collection unit 36c transmits the generated sequence information to the sequencer 10, and controls the sequencer 10 to execute ST-MI-ASL using the sequence information.
  • FIG. 10 is a diagram showing data collection by the conventional ST-MI-ASL.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating ST-MI-ASL performed by the collection unit 36c according to the first embodiment.
  • data collection is performed using the same type of read sequence (eg, FE read sequence) for each of the plurality of waiting times TI1 to TI6. (S1-S6).
  • the collection unit 36c switches the readout sequence used for data collection based on the waiting time threshold set by the dividing unit 36b. For example, if the waiting time threshold is TI3, the collection unit 36c collects data using the FE read sequence when the waiting time is TI3 or less, as shown in FIG. When the waiting time exceeds TI3, the sequencer 10 is controlled to collect data using the SSFP read sequence.
  • the labeled blood reaches the vicinity of the second branch when the branch divided into the left and right of the MCA (Middle-Cerebral Artery) is defined as the first branch by the dividing unit 36b.
  • the waiting time is set as a threshold value.
  • the collection unit 36c performs data collection for the tag image and data collection for the control image at each waiting time, regardless of whether the data collection is performed using either the FE read sequence or the SSFP read sequence.
  • the sequencer 10 is controlled to perform each. Then, when receiving the MR data from the sequencer 10 via the interface unit 31, the collection unit 36c stores the received MR data in the MR data storage unit 33c.
  • the image reconstruction unit 32 generates a tag image and a control image from the MR data collected by the sequencer 10 for each of a plurality of waiting times used in ST-MI-ASL.
  • the blood flow image generation unit 36d generates a blood flow image from each of the data collected by the first readout sequence and the data collected by the second readout sequence.
  • the blood flow image generation unit 36d uses the difference image between the tag image and the control image generated by the image reconstruction unit 32 as a blood flow image for each of a plurality of waiting times used in ST-MI-ASL. Generate. That is, the blood flow image generation unit 36d generates a blood flow image for each waiting time for each of the data collected by the FE read sequence and the data collected by the SSFP read sequence.
  • the synthesizing unit 36e synthesizes an image generated from the data collected by the first readout sequence and an image generated from the data collected by the second readout sequence.
  • the synthesis unit 36e synthesizes each blood flow image generated for each waiting time by the blood flow image generation unit 36d when ST-MI-ASL is executed. That is, the synthesizing unit 36e synthesizes the blood flow image generated from the data collected by the FE read sequence and the blood flow image generated from the data collected by the SSFP read sequence. Then, the combining unit 36e displays the combined blood flow image on the display unit 35.
  • the synthesis unit 36e performs gain correction on at least one of the blood flow image generated from the data collected by the first readout sequence and the blood flow image generated from the data collected by the second readout sequence.
  • Each image may be combined after performing at least one correction process of T1 relaxation correction and image interpolation.
  • correction processing is performed on at least one of the blood flow image obtained using the FE read sequence and the blood flow image obtained using the SSFP read sequence.
  • FIG. 12 is a diagram for explaining image correction performed by the synthesis unit 36e according to the first embodiment. 12, the horizontal axis indicates the waiting time TI used in ST-MI-ASL, and the vertical axis indicates the signal intensity S.D. of the blood flow portion in the blood flow image. I. (Signal Intensity).
  • the blood flow image obtained by the SSFP read sequence is larger than the blood flow image obtained by the FE read sequence.
  • the noise SD value here is a standard deviation of the signal intensity for each pixel included in the image, and is an index value indicating noise characteristics.
  • the example shown in the middle part of FIG. 12 shows a case where the reception gain when data is collected in the SSFP read sequence is combined with the reception gain when data is collected in the FE read sequence.
  • the reception gain at the time of data collection in the SSFP read sequence may be matched with the reception gain at the time of data collection in the FE read sequence.
  • both the reception gain when data is collected in the FE read sequence and the reception gain when data is collected in the SSFP read sequence may be adjusted.
  • the data collection is not necessarily performed in duplicate with the same different TI. It does not have to be.
  • the combining unit 36e matches the signal strength between the last TI data collected in the FE read sequence and the first TI data collected in the SSFP read sequence.
  • the reception gain when performing data collection in at least one of the read sequences is adjusted.
  • the synthesis unit 36e may further perform T1 relaxation correction after performing the above-described gain correction.
  • the signal intensity of the blood flow portion in the blood flow image obtained by the TI is corrected.
  • the synthesis unit 36e multiplies the signal value of each blood flow image obtained by each TI by ⁇ 1 / exp ( ⁇ TI / T1b) ⁇ to The signal intensity in the stream image is corrected.
  • this T1 relaxation correction is desirably performed when quantifying the blood flow rate with ASL-MRP.
  • the combining unit 36e may further perform image interpolation after performing the above-described gain correction. For example, for the blood flow image generated for each waiting time TI, the synthesizing unit 36e generates an image by weighted interpolation using two blood flow images of successive TIs, and the generated images are used as the two blood images. Interpolate between stream images.
  • gain correction is performed on at least one of the blood flow image obtained using the FE readout sequence and the blood flow image obtained using the SSFP readout sequence, thereby obtaining the one readout sequence.
  • the signal intensity of the obtained blood flow image can be matched with the signal intensity of the blood flow image obtained in the other readout sequence, and the continuity of blood vessels in the composite image can be improved.
  • T1 relaxation correction and image interpolation in addition to gain correction, it is possible to further improve blood vessel continuity in the composite image. Note that the above-described gain correction, T1 relaxation correction, and image interpolation do not necessarily have to be performed all, and only one or two correction processes may be performed.
  • FIG. 13 is a flowchart showing a flow of processing performed by the MRI apparatus 100 according to the first embodiment.
  • the imaging condition setting unit 36a sets imaging conditions for each type of readout sequence used for imaging a subject.
  • the imaging condition setting unit 36a sets at least imaging conditions related to the FE read sequence and imaging conditions related to the SSFP read sequence (step S101).
  • the dividing unit 36b divides the temporal range or spatial range when imaging the subject into at least two ranges.
  • the dividing unit 36b is based on the waiting time from when the RF wave for labeling is applied until data collection is performed when imaging the head blood vessel of the subject with ST-MI-ASL. Then, the temporal range at the time of imaging is divided into at least two ranges (step S103).
  • the collecting unit 36c collects data using the first read sequence for the first range among the at least two ranges divided by the dividing unit 36b, and the first range for the second range. Data collection is performed using a second readout sequence that is different in type or imaging condition from the readout sequence. In the present embodiment, the collecting unit 36c collects data using the FE-related read sequence for the range with the shorter waiting time out of the two ranges divided by the dividing unit 36b, and the longer waiting time. For the range of (2), data is collected using an SSFP read sequence (step S104).
  • the blood flow image generation unit 36d generates a blood flow image from each of the data collected by the first readout sequence and the data collected by the second readout sequence.
  • the blood flow image generation unit 36d uses the difference image between the tag image and the control image generated by the image reconstruction unit 32 as a blood flow image for each of a plurality of waiting times used in ST-MI-ASL. Generate (step S105).
  • the synthesizing unit 36e synthesizes an image generated from the data collected by the first readout sequence and an image generated from the data collected by the second readout sequence.
  • the blood flow image generated from the data collected by the FE read sequence and the blood flow image generated from the data collected by the SSFP read sequence are synthesized (step S106).
  • the combining unit 36e displays the combined blood flow image on the display unit 35 (step S107).
  • the MRI apparatus 100 divides the temporal range at the time of imaging into at least two ranges when imaging the head blood vessel of the subject with ST-MI-ASL.
  • data collection is performed using the FE-based readout sequence having strong magnetic field uniformity and high spatial resolution, and in the range with longer waiting time, the SN ratio is high. Since data is collected using the SSFP readout sequence, an image in which both the main artery and the peripheral artery are depicted with high accuracy can be obtained. Therefore, according to the MRI apparatus 100 according to the first embodiment, it is possible to obtain a higher quality image according to the region to be imaged and the purpose of imaging.
  • the imaging method is not limited to this.
  • the present embodiment can be similarly implemented when ST-SI (Single-Tag Single-TI) -ASL is used.
  • ST-SI-ASL changes the waiting time for a pattern in which data is collected after a predetermined waiting time has elapsed since the application of an RF wave for labeling the fluid flowing into the imaging region of the subject once. Imaging method that is executed multiple times.
  • the dividing unit 36b collects data after applying an RF wave for labeling as in the case of using ST-MI-ASL.
  • the temporal range at the time of imaging is divided into at least two ranges based on the waiting time until the execution.
  • the collecting unit 36c collects data using the first reading sequence for the first range out of at least two ranges divided by the dividing unit 36b, and performs the first reading for the second range. Data collection is performed using a second readout sequence having a different type or imaging condition from the sequence.
  • the collection unit 36c collects data using the FE-related read sequence for the range with the shorter waiting time out of the two divided ranges, For the longer waiting time range, data is collected using the SSFP read sequence.
  • the k-space is divided into a plurality of regions, and a labeling RF wave is applied to each divided region.
  • the dividing unit 36b divides the temporal range at the time of imaging into at least two ranges based on the waiting time.
  • the collection unit 36c collects data using the first readout sequence for the first range, and uses the second readout sequence that is different in type or imaging condition from the first readout sequence for the second range. To collect data.
  • the collection unit 36c changes the read sequence used for data collection based on the waiting time threshold set by the division unit 36b. Not limited to. For example, when the collecting unit 36c detects that the labeled fluid has reached a predetermined position in the imaging region, the collecting unit 36c changes the reading sequence for data collection from the first reading sequence to the second reading sequence. May be.
  • the collection unit 36c is a marker in the generated blood flow image. The position of the blood is detected.
  • the collection unit 36c detects that the detected blood has reached the vicinity of the second branch of the MCA, the collection unit 36c changes the readout sequence used for data collection from the FE readout sequence to the SSFP readout sequence. To do.
  • the collection unit 36c when the collection unit 36c images the head blood vessel of the subject with ST-MI-ASL, the type of readout sequence used for data collection is changed from the FE system to the SSFP system.
  • the collection unit 36c may change the imaging condition of the read sequence instead of changing the type of the read sequence.
  • the collection unit 36c uses the same type of read sequence and has a waiting time out of the two ranges divided by the division unit 36b. For the shorter range, data is collected under imaging conditions that emphasize spatial resolution, and for the range with a longer waiting time, data is collected under imaging conditions that emphasize S / N ratio.
  • the imaging condition storage unit 33a stores an imaging condition emphasizing spatial resolution and an imaging condition emphasizing an S / N ratio for the same type of readout sequence. Note that the imaging condition emphasizing spatial resolution and the imaging condition emphasizing the SN ratio are set by appropriately adjusting the acquisition matrix, NAQ, slab thickness, number of slices in the slab, number of shots, and the like.
  • the imaging method is changed from ASL-MRA to ASL-MRP according to the temporal position when imaging the subject in time series and the spatial position of the imaging region. It is also possible to switch to. If the waiting time TI is extended while focusing on spatial resolution with ASL-MRA, the perfusion is not drawn because it is below the noise level due to the limit of the S / N ratio. It is possible to seamlessly image how the converted blood moves to the capillary bed with the extension of the waiting time TI.
  • the collection unit 36c may change not only one of the pal sequence type and the imaging condition used for data collection, but also change both the pal sequence type and the imaging condition. As a result, data can be collected by a more appropriate method according to the temporal position when imaging the subject in time series and the spatial position of the imaging region, and a higher quality image can be obtained. Can be obtained.
  • the multi-slab method is an imaging method in which an imaging region of a subject is divided into a plurality of divided regions and data is collected for each of the plurality of divided regions.
  • the collection unit 36c collects data using the first readout sequence and the second readout sequence for the entire temporal range or spatial range when imaging the subject. Do.
  • the synthesizing unit 36e also includes an image in the first range among the images generated from the data collected by the first readout sequence and the first of the images generated from the data collected by the second readout sequence. The image in the range 2 is synthesized.
  • FIG. 14 is a diagram for explaining ASL-MRA using the multi-slab method performed by the MRI apparatus according to the second embodiment.
  • the imaging region is divided into two regions, a main artery side segmented region 141 and a peripheral artery side segmented region 142.
  • data is collected.
  • the collection unit 36c collects data in each of the FE read sequence and the SSFP read sequence for each waiting time TI. Then, as illustrated on the right side of FIG. 14, the synthesizer 36e uses the image of the divided region 141 on the main artery side of the blood flow image obtained using the FE readout sequence and the SSFP readout sequence. The blood flow image obtained in this way is synthesized with the image of the segmented region 142 on the peripheral artery side. Thereby, a blood flow image in which the main artery to the peripheral artery are well depicted is obtained.
  • the combining unit 36e uses the signal value weight in the main artery side segmented region 141 as the signal value weight in the peripheral artery side segmented region 142.
  • the weight of the signal value in the segmented region 142 on the peripheral artery side is greater than the weight of the signal value in the segmented region 141 on the main artery side, Each blood flow image is synthesized.
  • the synthesizing unit 36e synthesizes a blood flow image by weighted addition or maximum value projection (MIP).
  • FIG. 15 is a diagram for explaining ASL-MRA using ST-MI-ASL performed by the MRI apparatus according to the second embodiment.
  • FIG. 15 shows an example in which the head blood vessel of the subject is imaged by ASL-MRA using ST-MI-ASL.
  • the synthesizer 36e uses the weight of the signal value in the blood flow image obtained in the FE readout sequence for the signal value in the blood flow image obtained in the SSFP readout sequence.
  • the weight of the signal value in the blood flow image obtained by the SSFP readout sequence is made larger than the weight of the signal value in the blood flow image obtained by the FE readout sequence.
  • the synthesizer 36e weights the signal value in the blood flow image obtained in the FE read sequence: in the blood flow image obtained in the SSFP read sequence.
  • Signal value weight 1: 0
  • signal value weight in blood flow image obtained in FE readout sequence signal value in blood flow image obtained in SSFP readout sequence
  • the synthesizing unit 36e synthesizes a blood flow image by weighted addition or maximum value projection (MIP).
  • the labeled blood is displayed when the waiting time TI is increased. Will flow into the peripheral artery and also flow into the main artery. Therefore, when SSFP read sequence is used when waiting time TI is long, flow void (flow-void) appears in the main artery part, or artifacts such as ghost appear in parts other than blood vessels There is. Therefore, when synthesizing a blood vessel image, it is desirable not to leave blood flowing into the main artery in the blood vessel image when the waiting time TI is increased.
  • the MRI apparatus when imaging an object by the PASL method, applies a saturation pulse to the tag area after a predetermined time has elapsed since the labeling RF wave was applied to the tag area.
  • the saturation pulse used here is called a TEC (Tag-End-Cut) pulse.
  • FIG. 16 to 18 are diagrams for explaining the PASL method performed by the MRI apparatus according to the third embodiment.
  • FIG. 16 shows a read sequence of the PASL method according to the third embodiment.
  • FIG. 17 shows a blood flow image obtained by the PASL method according to the third embodiment.
  • FIG. 18 shows a composite image obtained by the PASL method according to the third embodiment.
  • the width for changing TI may be slightly shortened to (T tec -a) (a: constant, a ⁇ T tec ).
  • a blood flow image in which a bolus blood flow having a predetermined width progresses step by step for each waiting time TI is obtained.
  • a blood flow image of the entire head including the main artery and the peripheral artery can be obtained.
  • the width for changing TI is (T tec -a)
  • the boundaries of the labeled blood can be overlapped when the blood flow image is synthesized.
  • the collection unit 36c when the subject is imaged by such a PASL method, performs a data collection read sequence from the FE-based read sequence using the SSFP with a predetermined waiting time TI as a boundary. Change to system read sequence. For example, as illustrated in FIG. 16, when the waiting time threshold is TI3, the collecting unit 36c, when the waiting time is TI3 or less, as illustrated in FIG. The sequencer 10 performs data collection (S1 to S3) using the system read sequence and performs data collection (S4 to S6) using the SSFP system read sequence when the waiting time exceeds TI3. To control.
  • the present embodiment can be similarly performed when, for example, the CASL (Continuous ASL) method or the PCASL (Pulsed Continuous ASL) method is used.
  • the CASL method is a method using a continuous wave as an RF wave for labeling
  • the PCASL method is intended for practical use of the CASL method, and uses a plurality of short pulse waves as RF waves for labeling. It is.
  • T tec corresponds to the application time T tag of the RF wave for labeling
  • the waiting time from the application of the TEC pulse to the data collection is the RF wave for labeling.
  • T pld post labeling delay
  • the present embodiment can be similarly implemented when the above-described PASL method and the multi-slab method are used in combination.
  • the MRI apparatus divides the imaging region of the subject into a plurality of divided regions, applies an RF wave for labeling the fluid flowing into the imaging region, and then corresponds to each of the divided regions.
  • An imaging method for imaging a subject is performed by an imaging method for collecting data each time a plurality of waiting times elapse.
  • the dividing unit 36b divides the spatial range into at least two ranges based on the waiting time from when the labeling RF wave is applied until data collection is performed.
  • the collecting unit 36c collects data using the first read sequence for the range with the shorter waiting time out of the two divided ranges, and the second range for the range with the longer waiting time. Data collection is performed using a read sequence.
  • the synthesizing unit 36e generates an image of the imaging region by synthesizing an image generated from the data collected by the first readout sequence and an image generated from the data collected by the second readout sequence. To do. That is, the composition unit 36e generates an image of the imaging region before the division by combining the images of the plurality of divided regions.
  • FIG. 19 is a diagram for explaining the PASL method using the multi-slab method performed by the MRI apparatus according to the third embodiment.
  • the imaging region is divided into a divided region 191 on the main artery side and a divided region 192 on the peripheral artery side to collect data.
  • An example of performing is shown.
  • the dividing unit 36b divides the imaging region set in the head of the subject based on the waiting time TI on the main artery side corresponding to the waiting times T1 (1) and TI (2).
  • the region 191 is divided into peripheral artery side divided regions 192 corresponding to the waiting times T1 (3) and TI (4).
  • the collection unit 36c collects data for the waiting times T1 (1) and TI (2) using the FE-related read sequence, and waits T1 (3) and TI (4).
  • the sequencer 10 is controlled so as to collect data using an SSFP read sequence.
  • a blood flow image is obtained in which a bolus blood flow having a predetermined width progresses step by step for each waiting time TI. Then, by synthesizing these blood flow images, for example, as shown in FIG. 18, a blood flow image of the entire head including the main artery and the peripheral artery can be obtained.
  • the collection unit 36c changes the type of the read sequence from the FE read sequence to the SSFP read sequence.
  • the read sequence condition may be changed.
  • the collection unit 36c uses the same type of read sequence, collects data on the main artery side segmented region corresponding to the short waiting time TI under the imaging conditions that emphasize spatial resolution, and collects data for a long time.
  • the collection unit 36c may control the sequencer 10 so as to collect data from a divided region with many blood vessel signals and not collect data from a divided region with few blood vessel signals in a single readout sequence. Good.
  • each divided region is set to have a narrow width in the running direction of the blood vessel so that the region where data is not collected and the region where data is not collected can be finely divided.
  • a fourth embodiment Next, a fourth embodiment will be described.
  • a pattern for collecting data after a predetermined waiting time has elapsed after applying an RF wave for labeling the fluid flowing into the imaging region of the subject is changed a plurality of times by changing the waiting time.
  • An example of imaging a subject with an imaging method to be executed will be described.
  • the configuration of the MRI apparatus according to the fourth embodiment is basically the same as that shown in FIGS.
  • HE-MT-PASL which is Multi-Tag (MT) -PASL using Hadamard Encoding (HE) method.
  • HE Hadamard Encoding
  • a method combined with the CASL method is proposed by Wells JA et al. In vivo hadamard encoded continuous arterial spin labeling (H-CASL). MRM 63: 1111-1118 (2010).
  • H-CASL Hadamard Encoding
  • MRM 63: 1111-1118 (2010) MRM 63: 1111-1118 (2010).
  • RF waves for tag images and RF waves for control images are efficiently arranged at predetermined time intervals to collect data, and by adding and subtracting the collected images, a waiting time TI ASL images having different values are obtained.
  • the SN ratio can be further improved as compared with ST-SI-ASL and ST-MI-ASL.
  • FIG. 20 is a diagram for explaining HE-MT-PASL performed by the MRI apparatus according to the fourth embodiment.
  • RF waves for tag images
  • control images those with a diagonally downward slanting line
  • RF waves for tag images those with a diagonally downward sloping line are control images.
  • the imaging time is (N + 1) * T repeat for N sets of TIs.
  • N 7
  • a difference image with a different TI with an S / N ratio equivalent to the case where data collection is performed every time an RF wave for labeling is applied once can be obtained in 1/7 time. become.
  • the collection unit 36c uses the R wave in the heartbeat gate signal detected by the ECG sensor 21 and the ECG unit 22 as a trigger signal so that RF waves at the same time are performed in the same cardiac phase. An RF wave may be applied.
  • the collection unit 36c uses an FE read sequence for a pattern in which a large number of tag image RF waves are arranged on the short TI side, and a large number of tag image RF waves are arranged on the long TI side.
  • an FE read sequence may be used for the pattern.
  • an imaging method that executes a pattern for collecting data after a predetermined waiting time has elapsed after applying an RF wave for labeling the fluid flowing into the imaging region of the subject multiple times while changing the waiting time.
  • an imaging method in which ST-MI-ASL is executed a plurality of times.
  • the ST-MI-ASL pattern is executed a plurality of times while changing the waiting time from the application of the labeling RF wave to the initial data collection, and the collected data is
  • the waiting time from when the RF wave is applied to when data collection is performed is added for each of the same is described.
  • 21 and 22 are diagrams for explaining ST-MR-ASL performed by the MRI apparatus according to the fourth embodiment.
  • the collection unit 36c executes data collection by ST-MI-ASL M times.
  • the collecting unit 36c changes the waiting time from the application of the labeling RF wave to the first data collection so as to be an integral multiple of the predetermined time width T int , while ST-MI- Data collection by ASL is executed N times.
  • the collecting unit 36c applies N number of times at an integral multiple of a predetermined time width T int after applying the labeling RF wave.
  • MR data is collected.
  • the waiting time from when the RF wave for labeling is applied until the first data collection is performed, and until the data is collected after the RF wave for labeling is applied in the second data collection.
  • Each elapsed time is referred to as TI.
  • the collection unit 36c collects the first data after the labeling RF wave is applied like TI11, TI21, TI31, and TI41 shown below.
  • the data collection by ST-MI-PASL is executed while changing the waiting time until.
  • the collection unit 36c performs data collection after the waiting time TI11 has elapsed, and thereafter performs data collection every time TI12, TI13, and TI14 have elapsed.
  • the collection unit 36c collects data after the waiting time TI21 has elapsed, and thereafter performs data collection every time TI22, TI23, and TI24 have elapsed.
  • the collection unit 36c collects data after the waiting time TI31 has elapsed, and thereafter performs data collection every time TI32, TI33, and TI34 have elapsed.
  • the collection unit 36c collects data after the waiting time TI41 has elapsed, and thereafter performs data collection each time TI42, TI43, and TI44 have elapsed.
  • the collection unit 36c corrects the plurality of collected MR data, and adds the elapsed time from when the labeling RF wave is applied until the data collection is performed for each of the same items. For example, the collecting unit 36c sets S (TI) as MR data to be added, sets a (TI) as a correction coefficient for correcting T1 attenuation depending on TI, and sets T1 attenuation depending on the order n of collecting data.
  • S (TI) is obtained by the following equation where bn is a correction coefficient for correcting.
  • MR data of M + N ⁇ 1 different TIs can be obtained, and the SN ratio is improved with an intermediate TI.
  • the TI is shorter than the middle, there is no problem because the SN ratio is originally large.
  • TI should just be an integer multiple of Tint, and the integer here does not necessarily need to be continuous. The missing TI may not be set to zero during the synthesis calculation.
  • the collection unit 36c has a pattern in which the waiting time from when the labeling RF wave is applied until the first data collection is performed when the subject is imaged using the above-described imaging method. For, a data collection is performed in an FE-based readout sequence, and a pattern having a long waiting time from the application of a labeling RF wave to the initial data collection is performed in an SSFP-based readout sequence.
  • the collection unit 36c while shortening the waiting time from the RF wave for labeling is applied until the first data collection by T int the pattern of ST-MT-ASL 4
  • the sequencer 10 collects data in the SSFP read sequence for the first and second patterns, and collects data in the SSFP read sequence for the third and fourth patterns. To control.
  • the collection unit 36c uses an FE-based read sequence for a signal having a short waiting time from when a labeling RF wave is applied until data collection is performed, and performs labeling RF.
  • An SSFP read sequence may be used for a long waiting time from when a wave is applied until data collection is performed.
  • the collection unit 36c for four patterns data gathering latency from the RF wave for labeling is applied until the data collection is less than or equal to 4T int S11, S21, For S22, S31 to S33, and S41 to S44, an FE readout sequence is used, and the data collection time from the application of the labeling RF wave to the data collection is longer than 4T int.
  • Data collection S12 to S14, S23 to For S24 and S34, the sequencer 10 is controlled to use the SSFP read sequence.
  • the influence of the magnetic susceptibility effect is small and the SN ratio is excellent in all waiting times TI compared to the case of using a single readout sequence.
  • an MRA image or an MRP image of the whole organ can be obtained.
  • the MRI apparatuses according to the first to fourth embodiments for example, when imaging the arterial blood vessels of the brain, it is possible to improve the ability to depict blood flow not only in the main artery but also in the peripheral artery.
  • the SN ratio of a tissue portion with a long delay time from the application of the labeling RF wave to the arrival of the labeled blood is obtained.
  • a high perfusion image is obtained.
  • a fifth embodiment Next, a fifth embodiment will be described.
  • the subject's head blood vessel is imaged by an imaging method in which the imaging region of the subject is divided into a plurality of divided regions and data is collected for each of the plurality of divided regions.
  • the configuration of the MRI apparatus according to the fifth embodiment is basically the same as that shown in FIGS.
  • multi-slab 3DTOF-MRA which is a 3DTOF-MRA to which the multi-slab method is applied.
  • multi-slab 3DTOF-MRA instead of applying an RF wave for labeling, the contrast difference between the in-flow effect of blood whose longitudinal magnetization has been sufficiently recovered and the suppression effect of longitudinal magnetization in the stationary part Only the imaging area (imaging slab) is set.
  • the dividing unit 36b divides the spatial range when imaging the subject into at least two ranges based on the divided areas. Further, the collecting unit 36c collects data using the first readout sequence for the range including the main artery among the two ranges divided by the dividing unit 36b, and the second range for the range including the peripheral artery. Data collection is performed using a read sequence.
  • FIG. 23 is a diagram for explaining a multi-slab 3DTOF-MRA performed by the MRI apparatus according to the fifth embodiment.
  • an imaging region of a subject is divided into four divided regions, and data is collected for each of the divided regions.
  • the dividing unit 36b divides the spatial range into a range in which labeled blood flows through the main trunk artery and a range through which the peripheral artery flows.
  • the collecting unit 36c collects data using the FE-based readout sequence having strong magnetic field inhomogeneity for the main artery located in the vicinity of the Willis artery ring, and for the peripheral artery such as the top of the head.
  • the sequencer 10 is controlled so that data collection is performed using an SSFP read sequence having an excellent SN ratio.
  • the TONE method for improving the visualization ability of the peripheral artery by inclining the flip angle of the RF wave applied to the imaging region may be used in combination.
  • the 2D multi-slice method can be applied.
  • the imaging conditions of the readout sequence may be changed.
  • the TOF method is basically GRE, but among the imaging conditions in the TOF method, the inclination in the TONE method may be changed according to the blood flow velocity in the target slab. That is, the slower the flow rate, the steeper the slope.
  • the combination of TE and GMN (Gradient Moment Nulling) is used separately for short TE + 0th order GMN and long TE + 1st order GMN.
  • BW BandWidth
  • an imaging region of a subject is divided into a plurality of divided regions, and for each divided region, a fluid that flows into the divided region into a labeled region that is separated from the divided region by a certain distance upstream of the fluid.
  • the subject is imaged by an imaging method in which data collection is performed after a certain waiting time has elapsed since application of an RF wave for labeling.
  • FIG. 24 is a diagram for explaining the multi-slab ASL performed by the MRI apparatus according to the sixth embodiment.
  • the imaging region imaging slab
  • an RF wave for labeling is applied to a tag region (tag slab) that is separated from each divided region by a certain distance upstream of the blood flow. That is, in the multi-slab ASL, while moving the divided area for data collection, the tag area is moved in a state of keeping a certain distance from the divided area as the divided area moves.
  • the control area is also made to follow the same relative position with respect to each divided area.
  • the labeled blood reaches the downstream divided area.
  • the time until is shortened, and the SN ratio can be improved. Therefore, blood vessels (MRA) and perfusion (MRP) in a segmented region far from the tag region are also good without extending the waiting time TI from when the RF wave for labeling is applied until data collection is performed. Can be drawn.
  • the dividing unit 36b divides the imaging region into at least two ranges based on the divided region.
  • the collecting unit 36c collects data using the first readout sequence for the range including the main artery from the range divided by the dividing unit 36b, and the second readout sequence for the range including the peripheral artery. Collect data using.
  • the collection unit 36c collects data using the FE-based read sequence for the upstream divided regions 121 and 122 including the main artery, among the four divided regions.
  • the collection unit 36c collects data for the downstream divided regions 123 and 124 including the peripheral artery using an SSFP read sequence. Thereby, the head blood vessel of the subject can be depicted satisfactorily throughout.
  • the influence of the magnetic susceptibility effect is small and the SN ratio is small without extending the imaging time as compared with the case of using a single readout sequence. An excellent image can be obtained.
  • the MRI apparatus according to the fifth and sixth embodiments for example, when imaging a cerebral artery blood vessel, it is possible to improve the ability to depict blood flow not only in the main artery but also in the peripheral artery.
  • diffusion imaging has been used not only in the cranial nerve region but also in whole body organs for tumor detection.
  • an SE-based single shot SE-EPI (S-EPI) readout sequence is used.
  • the S-EPI readout sequence is weak in magnetic field inhomogeneity, and distortion may increase, or a signal to be drawn in another voxel may be drawn overlappingly in one voxel.
  • readout sequences used in diffusion imaging include FSE (for example, HASTE: Half-Fourier Single shot Turbo spin Echo) and navigator echo (navigator echo) at the same time, and phase difference for each shot due to motion
  • FSE for example, HASTE: Half-Fourier Single shot Turbo spin Echo
  • navigator echo nogator echo
  • phase difference for each shot due to motion
  • M-EPI multi-shot EPI
  • JET non-cartesian system PROPELLER
  • JET radial system
  • the dividing unit 36b divides the spatial range when imaging the subject into at least two ranges based on the distribution of the static magnetic field strength (B0). .
  • the dividing unit 36b divides the imaging region when imaging the subject into two based on a predetermined threshold value regarding the standard deviation of deltaB0.
  • the collecting unit 36c collects data using the first read sequence for the range with the larger static magnetic field inhomogeneity among the two ranges divided by the dividing unit 36b, and performs static magnetic field inhomogeneity. For the smaller range, data collection is performed using the second read sequence. For example, in the two ranges, the collecting unit 36c sets a larger deltaB0 standard deviation as a range having a larger static magnetic field inhomogeneity and a smaller deltaB0 standard deviation as a range having a smaller static magnetic field inhomogeneity. If the imaging target is the head, the range with larger static magnetic field inhomogeneity corresponds to the neck or the brain bottom, and the range with smaller static magnetic field inhomogeneity corresponds to the top of the head.
  • the range where the static magnetic field strength is higher corresponds to a portion near the lungs or the lungs of the liver, and the range where the static magnetic field strength is weak corresponds to a cavity-peritoneal organ or the like.
  • the collection unit 36c collects data using a FSE-based read sequence that is resistant to distortion in the range where the static magnetic field inhomogeneity is larger. Further, the collection unit 36c collects data using a read sequence of the S-EPI system having a high S / N ratio in the range where the static magnetic field inhomogeneity is smaller, although it is not resistant to distortion compared to the FSE system. .
  • the collecting unit 36c collects data using PROPELLER (JET) in the FSE read sequence, and the range where the static magnetic field inhomogeneity is smaller
  • data collection may be performed in the S-EPI readout sequence.
  • the collection unit 36c collects data under the imaging conditions that are resistant to distortion using the same readout sequence or different readout sequences, and the static magnetic field inhomogeneity is For the smaller range, data collection may be performed under imaging conditions with a high S / N ratio.
  • the collection unit 36c uses a higher SENSE-Factor as an imaging condition resistant to distortion, and uses a lower SENSE-Factor as an imaging condition having a high S / N ratio.
  • the collection unit 36c uses the same EPI readout sequence and collects data under an imaging condition with a larger number of shots in the range where the static magnetic field inhomogeneity is larger, For the smaller range, data collection may be performed under imaging conditions with a reduced number of shots.
  • the collecting unit 36c collects data using the M-EPI readout sequence for the range where the static magnetic field inhomogeneity is larger, and the S-EPI for the range where the static magnetic field inhomogeneity is smaller. Data is collected in the read sequence.
  • the collecting unit 36c collects data under an imaging condition in which the MPG intensity and b-value are reduced for the range where the static magnetic field inhomogeneity is larger, and the range where the static magnetic field inhomogeneity is smaller. May collect data under imaging conditions with an increased MPG intensity and b-value.
  • the dividing unit 36b determines the time range when imaging the subject according to the characteristics of the target region or Divide the spatial range. Then, the collecting unit 36c changes the type of the data collection read sequence or the imaging condition for each of the plurality of ranges divided by the dividing unit 36b according to the characteristics of the target region included in each range.
  • the MRI apparatus according to the first to eighth embodiments has been described above, but the embodiment is not limited to this.
  • the dividing unit 36b divides a temporal range or a spatial range when imaging a subject based on anatomical information regarding a region to be imaged.
  • the division method is not limited to this.
  • the dividing unit 36b may divide a temporal range or a spatial range when imaging the subject based on the distribution of the static magnetic field intensity measured for shimming. For example, the dividing unit 36b divides a temporal range or a spatial range into at least two ranges based on a statistical value such as a standard deviation or an average value regarding deltaB0. In this case, the dividing unit 36b sets a predetermined threshold for the statistical value related to deltaB0, and divides a temporal range or a spatial range with the threshold as a boundary.
  • the dividing unit 36b may divide a temporal range or a spatial range when imaging the subject based on an image used for positioning of the imaging region. For example, the dividing unit 36b divides a temporal range or a spatial range with respect to an axial image, a coronal image, or a sagittal image captured as a positioning image at a position designated by the operator. In this case, for example, if the 3DTOF image has been acquired, the dividing unit 36b uses the 3DTOF image as a positioning image. If not acquired, the dividing unit 36b uses an image acquired by the 2DPC (Phase Contrast) method for positioning. You may use as an image.
  • 2DPC Phase Contrast
  • the type of the read sequence is not limited to this. That is, the collecting unit 36c appropriately uses the type of the read sequence for at least two ranges divided by the dividing unit 36b depending on the region to be imaged and the purpose of imaging. For example, when the SN ratio is obtained in one of the two ranges, the collection unit 36c has a readout sequence having a higher SN ratio per unit collection time than the readout sequence used in the other range. Is used. For example, when the spatial resolution is obtained in one of the two ranges, the collection unit 36c uses a read sequence having a higher spatial resolution than the read sequence used in the other range.
  • the collection unit 36c has a static magnetic field inhomogeneity that is more uniform than the readout sequence used in the other range. Use a robust read sequence.
  • the collection unit 36c may appropriately use the imaging conditions of the readout sequence for at least two ranges divided by the dividing unit 36b depending on the region to be imaged and the purpose of imaging. For example, when the SN ratio is obtained in one of the two ranges, the collection unit 36c has an imaging condition in which the SN ratio per unit collection time is higher than the imaging condition used in the other range. Is used. For example, when the spatial resolution is obtained in one of the two ranges, the collection unit 36c uses an imaging condition having a higher spatial resolution than the imaging condition used in the other range. In addition, for example, when one of the two ranges is easily affected by the static magnetic field inhomogeneity, the collection unit 36c has a static magnetic field inhomogeneity that is higher than the imaging condition used in the other range. Use imaging conditions that are robust.
  • the example of imaging the head blood vessel of the subject has been mainly described, but the part to be imaged is not limited to the head.
  • the part to be imaged may be another part such as an abdomen.
  • the example in the case of generating a blood flow image has been mainly described, but the fluid to be imaged is not limited to blood.
  • the fluid to be imaged may be another fluid such as CSF (cerebrospinal fluid).
  • the imaging condition of the readout sequence is a parameter value of an imaging parameter used when imaging a predetermined imaging area. That is, the different imaging conditions mean that the parameter values of the imaging parameters when collecting data at a certain slice position are different. For example, when the imaging region is divided into temporal ranges, data collection is performed by changing the parameter value of the imaging parameter of the readout sequence for each divided temporal range for the same slice position. For example, when the imaging region is divided into spatial ranges, data collection is performed by changing the parameter values of the imaging parameters of the readout sequence for each divided spatial range for different slice positions.
  • all parts having different temporal ranges or spatial ranges are imaged with a single readout sequence type or with a single imaging condition.
  • the imaging region is divided into temporal and spatial ranges and at least one of the type of readout sequence and the imaging conditions is changed for each divided range.
  • the embodiment is not limited to this.
  • the condition of the pre-pulse applied before the read sequence may be changed for each divided range.
  • the tag condition of the labeling RF pulse used in the ASL method may be changed for each divided range.
  • the collection unit images the subject with the multi-slab ASL, the movement of the divided areas for collecting the data for each of the temporally and spatially divided ranges. Following this, the region to which the RF pulse for labeling is applied, that is, the position of the tag region is moved. At this time, for example, the collection unit changes the absolute position of the tag area so that the relative position between the tag area and the divided area does not change.
  • the RF power (flip angle) of an inversion pulse that is an adiabatic pulse may be changed for each divided range.
  • the adiabatic pulse does not rotate more than 180 degrees in the longitudinal magnetization even with respect to the RF power (flip angle) that the longitudinal magnetization falls more than 180 degrees.
  • the load on the RF amplifier that amplifies the RF wave transmitted to the transmit RF coil increases. Therefore, when applying multiple adiabatic pulses in a short time, it is best to consider the duty cycle. It is necessary to distribute the RF power to a large size.
  • the collection unit flips the inversion pulse in a range far from the center of the RF coil where the transmission RF power is lower among the divided ranges.
  • the flip angle of the inversion pulse is controlled to be 180 degrees.
  • a higher quality image can be obtained in accordance with the region to be imaged and the purpose of imaging.

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Abstract

　実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（１００）は、分割部（３６ｂ）と、収集部（３６ｃ）と、合成部（３６ｅ）とを備える。分割部（３６ｂ）は、被検体の撮像領域を少なくとも２つの時間的又は空間的な範囲に分割する。収集部（３６ｃ）は、前記時間的又は空間的な範囲のうち、第１の範囲については、第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、第２の範囲については、シーケンスの種類及び撮像条件の少なくとも一方が前記第１の読み出しシーケンスと異なる第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う。合成部（３６ｅ）は、前記第１の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像と前記第２の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像とを合成する。

Description

磁気共鳴イメージング装置
　本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。
　従来、磁気共鳴イメージング装置で用いられるパルスシーケンスに含まれる読み出しシーケンスの種類には、大きく分類すると、ＳＥ（Spin　Echo）系とＦＥ（Field　Echo）（ＧＲＥ（Gradient　Echo））系とがあり、さらに、ＦＥ系には、ＦＬＡＳＨ（Fast　Low-Angle　shot）系とＳＳＦＰ（Steady　State　Free　Precession）系とがある。一般的に、これらの読み出しシーケンスは、前者ほど、単位収集時間あたりのＳＮ比（ＳＮＲ：Signal-to-Noise　Ratio）は低いが磁場不均一性（歪みや信号抜け）に強く、後者ほど、単位収集時間あたりのＳＮ比は高いが磁場不均一性に弱いことが知られている。このため、磁気共鳴イメージング装置の操作者は、各読み出しシーケンスの特性を把握したうえで、撮像対象の部位や撮像の目的に応じて、読み出しシーケンスの種類や撮像条件を適宜に使い分けている。
Edelmann　RR　et　al、Radiology　192:513-519(1994) 木村徳典:　Modified　STAR　using　asymmetric　inversion　slabs（ＡＳＴＡＲ）法による非侵襲血流イメージング、日磁医誌　2001;20(8)、374-385 Kwong　KK,　Chesler　DA,　koff　RM,　Donahue　KM,　et　al、MR　perfusion　studies　with　T1-weighted　echo　planar　imaging、Magn　Reson　Med　1995;　34:878-887 Mani　S　et　al.　MRM　37:898-905　(1997) Wells　JA　at　al.　In　vivo　hadamard　encoded　continuous　arterial　spin　labeling（Ｈ－ＣＡＳＬ）.　MRM　63:1111-1118　(2010)
　本発明が解決しようとする課題は、撮像対象の部位や撮像の目的に応じて、より高画質な画像を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。
　実施形態に係る磁気共鳴イメージング（Magnetic　Resonance　Imaging：ＭＲＩ）装置は、分割部と、収集部と、合成部とを備える。分割部は、被検体の撮像領域を少なくとも２つの時間的又は空間的な範囲に分割する。収集部は、前記時間的又は空間的な範囲のうち、第１の範囲については、第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、第２の範囲については、シーケンスの種類及び撮像条件の少なくとも一方が前記第１の読み出しシーケンスと異なる第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う。合成部は、前記第１の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像と前記第２の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像とを合成する。
図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。 図２は、従来のＡＳＬ法の一例を説明するための図（１）である。 図３は、従来のＡＳＬ法の一例を説明するための図（２）である。 図４は、従来のＡＳＬ法の一例を説明するための図（３）である。 図５は、従来の３ＤＴＯＦ－ＭＲＡを説明するための図（１）である。 図６は、従来の３ＤＴＯＦ－ＭＲＡを説明するための図（２）である。 図７は、第１の実施形態に係るＦＥ系の読み出しシーケンスの一例を示す図である。 図８は、第１の実施形態に係るＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスの一例を示す図である。 図９は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の詳細な構成例を示す図である。 図１０は、従来のＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬによるデータ収集を示す図である。 図１１は、第１の実施形態に係る収集部によって行われるＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬを示す図である。 図１２は、第１の実施形態に係る合成部によって行われる画像補正を説明するための図である。 図１３は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われる処理の流れを示すフローチャートである。 図１４は、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるマルチスラブ法を用いたＡＳＬ－ＭＲＡを説明するための図である。 図１５は、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬを用いたＡＳＬ－ＭＲＡを説明するための図である。 図１６は、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるＰＡＳＬ法を説明するための図（１）である。 図１７は、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるＰＡＳＬ法を説明するための図（２）である。 図１８は、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるＰＡＳＬ法を説明するための図（３）である。 図１９は、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるマルチスラブ法を用いたＰＡＳＬ法を説明するための図である。 図２０は、第４の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるＨＥ－ＭＴ－ＰＡＳＬを説明するための図である。 図２１は、第４の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるＳＴ－ＭＲ－ＡＳＬを説明するための図（１）である。 図２２は、第４の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるＳＴ－ＭＲ－ＡＳＬを説明するための図（２）である。 図２３は、第５の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるマルチスラブ３ＤＴＯＦ－ＭＲＡを説明するための図である。 図２４は、第６の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるマルチスラブＡＳＬを説明するための図である。
　以下では添付図面を参照して、ＭＲＩ装置の実施形態を詳細に説明する。
（第１の実施形態）
　まず、第１の実施形態について説明する。図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。図１に示すように、ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御部５、送信ＲＦコイル６、送信部７、受信ＲＦコイル８、受信部９、シーケンサ１０、ＥＣＧ（Electrocardiogram）センサ２１、ＥＣＧユニット２２、及び計算機システム３０を備える。
　静磁場磁石１は、中空の円筒形状に形成された磁石であり、内部の空間に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石１としては、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。
　傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形状に形成されたコイルであり、静磁場磁石１の内側に配置される。この傾斜磁場コイル２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成されており、これら３つのコイルは、後述する傾斜磁場電源３から個別に電流供給を受けて、Ｘ，Ｙ，Ｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。なお、Ｚ軸方向は、静磁場と同方向とする。傾斜磁場電源３は、傾斜磁場コイル２に電流を供給する。
　ここで、傾斜磁場コイル２によって発生するＸ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ及びリードアウト用傾斜磁場Ｇｒにそれぞれ対応する。スライス選択用傾斜磁場Ｇｓは、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。
　寝台４は、被検体Ｐが載置される天板４ａを備え、後述する寝台制御部５による制御のもと、被検体Ｐが載置された状態で天板４ａを傾斜磁場コイル２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、この寝台４は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御部５は、制御部３６による制御のもと、寝台４を制御する装置であり、寝台４を駆動して、天板４ａを長手方向及び上下方向へ移動する。
　送信ＲＦコイル６は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、送信部７からＲＦ（Radio　Frequency）パルスの供給を受けて、被検体ＰにＲＦ波を印加する。送信部７は、ラーモア周波数に対応するＲＦ波を送信ＲＦコイル６に送信する。
　受信ＲＦコイル８は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、ＲＦ波の影響によって被検体Ｐから放射される磁気共鳴信号を受信する。この受信ＲＦコイル８は、磁気共鳴信号を受信すると、その磁気共鳴信号を受信部９へ出力する。
　受信部９は、受信ＲＦコイル８から出力される磁気共鳴信号に基づいてＭＲ（Magnetic　Resonance：磁気共鳴）データを生成する。具体的には、この受信部９は、受信ＲＦコイル８から出力される磁気共鳴信号をデジタル変換することによってＭＲデータを生成する。このＭＲデータは、前述したスライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ及びリードアウト用傾斜磁場Ｇｒによって、ＰＥ（Phase　Encode）方向、ＲＯ（Read　Out）方向、ＳＥ（Slice　Encode）方向の空間周波数の情報が対応付けられることで、ｋ空間に対応するデータとして生成される。そして、ＭＲデータを生成すると、受信部９は、そのＭＲデータをシーケンサ１０へ送信する。なお、受信部９は、静磁場磁石１や傾斜磁場コイル２などを備える架台装置側に備えられていてもよい。
　シーケンサ１０は、計算機システム３０から送信されるシーケンス実行情報にしたがって傾斜磁場電源３、送信部７及び受信部９を駆動することによって、被検体Ｐの画像を生成するためのデータ収集を行う。ここで、シーケンス実行情報とは、被検体ＰからＭＲデータを収集するためのパルスシーケンスを定義する情報である。具体的には、シーケンス実行情報は、傾斜磁場電源３が傾斜磁場コイル２に供給する電源の強さや電源を供給するタイミング、送信部７が送信ＲＦコイル６に送信するＲＦ信号の強さやＲＦ信号を送信するタイミング、受信部９が磁気共鳴信号を検出するタイミングなど、データ収集を行うための手順を定義した情報である。
　なお、シーケンサ１０は、傾斜磁場電源３、送信部７及び受信部９を駆動して被検体Ｐをスキャンした結果、受信部９からＭＲデータが送信されると、そのＭＲデータを計算機システム３０へ転送する。
　ＥＣＧセンサ２１は、被検体Ｐの体表に付着され、被検体Ｐの心拍、脈波、呼吸などを示すＥＣＧ信号を電気信号として検出する。ＥＣＧユニット２２は、ＥＣＧセンサ２１により検出されたＥＣＧ信号にＡ／Ｄ変換処理やディレー処理を含む各種処理を施してゲート信号を生成し、生成したゲート信号をシーケンサ１０に送信する。
　計算機システム３０は、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。例えば、計算機システム３０は、上述した各部を駆動することで、データ収集や画像再構成などを行う。この計算機システム３０は、インタフェース部３１、画像再構成部３２、記憶部３３、入力部３４、表示部３５、及び制御部３６を有する。
　インタフェース部３１は、計算機システム３０とシーケンサ１０との間でやり取りされる各種信号の送受信を制御する。例えば、このインタフェース部３１は、シーケンサ１０に対してシーケンス実行情報を送信し、シーケンサ１０からＭＲデータを受信する。ＭＲデータを受信すると、インタフェース部３１は、各ＭＲデータを被検体Ｐごとに記憶部３３に格納する。
　画像再構成部３２は、記憶部３３によって記憶されたＭＲデータに対して後処理すなわちフーリエ変換等の再構成処理を施すことで、被検体Ｐの体内が描出された画像データを生成する。
　記憶部３３は、インタフェース部３１により受信されたＭＲデータや、画像再構成部３２により生成された画像データなどを被検体Ｐごとに記憶する。
　入力部３４は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける。この入力部３４としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に利用可能である。
　表示部３５は、制御部３６による制御のもと、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を表示する。この表示部３５としては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。
　制御部３６は、図示していないＣＰＵ（Central　Processing　Unit）やメモリ等を有し、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。具体的には、この制御部３６は、入力部３４を介して操作者から受け付けられた各種指示に基づいてシーケンス実行情報を生成し、生成したシーケンス実行情報をシーケンサ１０に送信することによってスキャンを制御したり、スキャンの結果としてシーケンサ１０から送られるＭＲデータに基づいて行われる画像の再構成を制御したりする。
　以上、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成例について説明した。このような構成のもと、ＭＲＩ装置１００は、各種の読み出しシーケンスを用いて、様々な撮像法で被検体を撮像することが可能である。なお、ここでは、励起用のＲＦパルスを印加してから磁気共鳴信号を取得するまでのシーケンスを「読み出しシーケンス」と呼び、読み出しシーケンスの前に印加される標識化用のＲＦパルスなどの各種プリパルスと読み出しシーケンスとを含んだ全体的なシーケンスを「パルスシーケンス」と呼ぶ。
　ここで、従来、ＭＲＩ装置で用いられるパルスシーケンスに含まれる読み出しシーケンスの種類には、大きく分類すると、ＳＥ系とＦＥ（ＧＲＥ）系とがあり、さらに、ＦＥ系には、ＦＬＡＳＨ系とＳＳＦＰ系とがある。一般的に、これらの読み出しシーケンスは、前者ほど、単位収集時間あたりのＳＮ比は低いが磁場不均一性（歪みや信号抜け）に強く、後者ほど、単位収集時間あたりのＳＮ比は高いが磁場均一性に弱いことが知られている。このため、磁気共鳴イメージング装置の操作者は、各読み出しシーケンスの特性を把握したうえで、撮像対象の部位や撮像の目的に応じて、読み出しシーケンスの種類や撮像条件を適宜に使い分けている。
　例えば、ＭＲＩ装置による撮像法の一つに、ＡＳＬ（Arterial　Spin　Labeling）法がある。ＡＳＬ法は、撮像領域に流入する流体を標識化するためのＲＦ波を印加してから所定の待ち時間が経過した後にデータ収集を行うことによって、非造影で血流を画像化する撮像法である。
　図２～４は、従来のＡＳＬ法を説明するための図である。一般的に、ＡＳＬ法では、背景信号を抑制するために、タグ画像と呼ばれる画像と、コントロール画像と呼ばれる画像とがそれぞれ生成され、両画像の差分画像が生成される。
　例えば、図２に示すように、ＡＳＬ法では、撮像領域（imaging　slab）の上流に設定されたタグ領域（tag　slab）に、撮像領域に流入する血液（arterial　blood　flow）を標識化するためのＲＦ波が印加される。そして、図３に示すように、ＲＦ波（tag）が印加されてから所定の待ち時間ＴＩが経過した後にデータ収集（imaging）が行われ、収集されたデータからタグ画像が生成される。さらに、ＡＳＬ法では、図２に示すように、撮像領域を挟んでタグ領域の反対側に設定されたコントロール領域（control　slab）にもＲＦ波が印加される。そして、図３に示すように、ＲＦ波（control）が印加されてから、タグ画像用のデータ収集が行われたときと同じ待ち時間ＴＩが経過した後にデータ収集（imaging）が行われ、収集されたデータからコントロール画像が生成される。その後、図４に示すように、生成されたタグ画像（tag　image）とコントロール画像（control　image）との差分画像を生成することで、背景信号を抑制したＡＳＬ画像（ASL　image）が得られる。
　また、ＡＳＬ法は、その用途から、大きく、ＡＳＬ－ＭＲＡ（MR　Angio）とＡＳＬ－ＭＲＰ（MR　Perfusion）とに分けられる。ＡＳＬ－ＭＲＡは、血管画像を得るための方法であり、ＡＳＬ－ＭＲＰは、灌流画像を得るための方法である。さらに、近年では、ＡＳＬ－ＭＲＡ又はＡＳＬ－ＭＲＰの時間的な変化（hemodynamics）を観察するために、標識化用のＲＦ波を印加してからデータ収集までの待ち時間を動的に変えて、複数回撮像を行うことも行われている。
　ここで、ＡＳＬ－ＭＲＡとＡＳＬ－ＭＲＰとは、どちらも撮像法の種類はＡＳＬ法であるが、技術的なポイントが異なる。例えば、ＡＳＬ－ＭＲＡでは、血管のＳＮ比が大きいため加算回数は少なくてよいが、時間分解能及び空間分解能が要求される。また、ＡＳＬ－ＭＲＰでは、ＡＳＬ－ＭＲＡに比べて血流信号のＳＮ比が背景の静止組織よりもはるかに低い（１／１０００以下）画像が得られるため、タグ画像とコントロール画像との差分を行う場合に、それぞれの画像でＭＴＣ（Magnetization　Transfer　Contrast）効果を同じにしたり、低マトリクスでの複数回の加算平均が行われたりする。さらに、ＡＳＬ－ＭＲＰの中でも、血流量は腎や肺などは高く、脳や前立腺、筋などは低いため、撮像対象の臓器によって読み出しシーケンスの撮像条件が異なる。
　一方、一般的に最も広く利用されている３ＤＴＯＦ（3　Dimensional　Time-Of-Flight）－ＭＲＡでは、血管流のタイムオブフライト（time-of-flight）効果を用いるため、１回の撮像当たりの撮像領域（imaging　slab）の厚さは薄いほどＳＮ比が高くなる。そのため、３ＤＴＯＦ－ＭＲＡでは、撮像領域を複数の分割領域に分割して当該複数の分割領域ごとにデータ収集を行うマルチスラブ（multi-slab）法が用いられる。
　図５及び６は、従来の３ＤＴＯＦ－ＭＲＡを説明するための図である。図５は、シングルスラブ（single-slab）法による撮像の一例を示しており、図６は、マルチスラブ（multi-slab）法による撮像の一例を示している。
　例えば、図５に示すように、シングルスラブ法では、撮像領域（imaging　slab）に照射するＲＦ波に傾斜をつける（流入部から距離的に遠いほどＲＦ波のフリップ角（Flip　Angle）を浅くする）ＴＯＮＥ（Tilted　Optimized　Non-saturation　Excitation）法（ＩＳＣＥ（Inclined　Slab　for　Contrast　Enhancement）法）が併用される場合が多い。また、図６に示すように、マルチスラブ法でＴＯＮＥ法が併用される場合もある。このような３Ｄ－ＭＲＡで頭部を撮像する場合は、ウィリス動脈輪（Willis　ring）部の近傍にある主幹動脈部の抜け（void）が少ない画像が得られるＦＥ（ＧＲＥ）系の読み出しシーケンスが用いられるのが一般的である。
　また、ＭＲＩ装置による他の撮像法の一つに、拡散イメージング（diffusion　imaging）がある。この拡散イメージングでは、シングルショットのＳＥ－ＥＰＩ（Echo　Planar　Imaging）系の読み出しシーケンスが主に用いられるが、歪みの大きな部位についてはＦＳＥ（Fast　Spin　Echo）系の読み出しシーケンスも用いられている。また、ＥＰＩの中でも、ＴＥ（Echo　Time）、収集マトリクス（matrix）、ＳＥＮＳＥ（Sensitivity　Encoding）－Ｆａｃｔｏｒ、ショット数が使い分けられている。さらには、ｋ空間の軌跡（trajectory）の違いであるＰＲＯＰＥＬＬＥＲ（Periodically　Rotated　Overlapping　Parallel　Lines　with　Enhanced　Reconstruction）、ｒａｄｉａｌ系などのサンプリング（sampling）法も使い分けられている。
　さらに、最近の傾向として、Ｔ１やＴ２、プロトン（proton）密度、ＡＤＣ（Apparent　Diffusion　Coefficient）、血流量、ケミカルシフト、磁化率、温度などのＭＲＩに関する各種パラメータを強調画像ではなく定量値画像（パラメータ画像）に変換する手法が盛んに用いられている。これらの各種パラメータの定量値画像を得るための撮像法では、様々な読み出しシーケンスが利用可能になっており、ＳＮ比や歪み、時間などの特性によって、使用する読み出しシーケンスの種類や撮像条件が決められるようになっている。
　このように、ＭＲＩ装置では、各種の撮像法で被検体を撮像することが可能であり、各撮像法において、撮像対象の部位や撮像の目的に応じて読み出しシーケンスの種類や撮像が使い分けられている。
　例えば、前述したＡＳＬ法では、エコー信号を収集するための読み出しシーケンス（imaging　sequence）として、ＦＥ（ＧＲＥ）、ＳＳＦＰ、ＦＥ－ＥＰＩなどのＦＥ（ＧＲＥ）系の読み出しシーケンスが用いられ、さらには、ＦＳＥ、ＳＥ－ＥＰＩなどのＳＥ系の読み出しシーケンスも用いられる。また、ｋ空間を充填する方法も、Ｃａｒｔｅｓｉａｎ、ｎｏｎ－Ｃａｒｔｅｓｉａｎ（ｓｐｉｒａｌ、ｒａｄｉａｌ）などの様々な方法が用いられる。これらの中には、対象部位（対象臓器）や使用目的の全ての場合に最適な方法、すなわちオールマイティな方法はなく、ＭＲＡかＭＲＰかに応じて、又は、撮像対象の臓器に応じて、適宜使い分けられている。
　ここで、前述したように、ＦＥ（ＧＲＥ）系はＳＥ系と比べてＳＮ比は高いが磁場不均一性に弱く、さらにＦＥ系の中でも、ＳＳＦＰ（Fast　Imaging　with　Steady-state　Precession：ＦＩＳＰとも呼ばれる）系はＦＬＡＳＨ系と比べてＳＮ比は高いが、さらに磁場不均一性に弱い。そのため、ＡＳＬ－ＭＲＡで脳の主幹部を撮像する場合は、副鼻腔や側頭骨などがあるためＦＥ系が主に用いられ、腹部の臓器を撮像する場合は、ＳＳＦＰ系が用いられることが多い。また、脳の中でも、頭頂部の末梢動脈を撮像する場合は磁場不均一性がさほど問題にならないため、ＳＮ比が高いＳＳＦＰ系が優れていることが知られている。
　また、Ｔｉｍｅ－Ｒｅｓｏｌｖｅ　ＭＲＡ（ｔｒＭＲＡ）では、標識化された血液は、ＴＩが短いときは主幹動脈にあり、ＴＩが長くなると末梢動脈に移行していく。そのため、ＴＩが短いときはＦＥ（ＧＲＥ）系が、ＴＩが長いときはＳＳＦＰ系が適していることになる。また、３ＤＴＯＦ－ＭＲＡでは、ウィリス動脈輪（Willis　ring）部の近傍はＦＥ系で、頭頂部はＳＳＦＰ系が適していることになる。
　このように、ＭＲＩ装置による撮像法では、被検体を時系列に撮像する際の時間的な位置や撮像領域の空間的な位置に応じて、それぞれの位置に適した読み出しシーケンスの種類や撮像条件を使い分けるのが望ましい。しかしながら、一般的に、操作者が時間的な位置や空間的な位置に応じて読み出しシーケンスの種類や撮像条件を切り替えることは難しく、装置側で制御する仕組みが求められていた。
　上述した従来技術の課題に対し、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、被検体を撮像する際の時間的な範囲又は空間的な範囲を少なくとも２つの範囲に分割し、第１の範囲については第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、第２の範囲についてはシーケンスの種類又は撮像条件が第１の読み出しシーケンスと異なる第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う。そして、ＭＲＩ装置１００は、第１の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像と第２の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像とを合成する。
　このような構成によれば、第１の読み出しシーケンスの種類又は撮像条件を第１の範囲を撮像するために適したものとし、第２の読み出しシーケンスの種類又は撮像条件を第２の範囲を撮像するために適したものとすることで、被検体を撮像する際の時間的な位置又は空間的な位置に応じて、適切な読み出しシーケンスを用いて撮像が行われることになる。すなわち、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００によれば、被検体を撮像する際の時間的な位置又は空間的な位置に応じて、各位置に適した読み出しシーケンスの種類又は撮像条件を用いて撮像を行うことで、より高画質な画像を容易に得ることができる。
　以下では、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の詳細な構成、及び、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００によって行われる処理の流れについて説明する。なお、本実施形態では、被検体の撮像領域に流入する流体を標識化するための１回のＲＦ波を印加してから複数の待ち時間が経過するごとに連続的にデータ収集を行うＳＴ－ＭＩ（Single-Tag　Multiple-TI）－ＡＳＬで被検体の頭部血管を撮像する場合の例を説明する。また、本実施形態では、第１の読み出しシーケンスとして、一般的なＦＥ系（以下、単にＦＥ系と呼ぶ）の読み出しシーケンスを用い、第２の読み出しシーケンスとして、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスを用いる場合の例を説明する。
　図７は、第１の実施形態に係るＦＥ系の読み出しシーケンスの一例を示す図である。また、図８は、第１の実施形態に係るＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスの一例を示す図である。なお、図７及び８に例示する各読み出しシーケンスは、いずれも３Ｄ撮像用の読み出しシーケンスである。具体的には、図７に例示するＦＥ系の読み出しシーケンスは、リードアウト用傾斜磁場Ｇｒを反転させることでエコー信号を発生させるものであり、さらに、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅについて、印加した傾斜磁場をデータ収集後にキャンセルするためのリワインド用傾斜磁場を印加するものである。また、図８に例示するＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスは、図７に示す読み出しシーケンスにおいて、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ及びリードアウト用傾斜磁場Ｇｒの全てについて、繰り返し時間ＴＲの中で傾斜磁場の積分値がゼロになるようにリワインド用傾斜磁場を印加するものである。
　ここで、図８に例示するＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスは、図７に例示するＦＥ系の読み出しシーケンスと比べると、単位収集時間あたりのＳＮ比は高いが、３軸方向にリワインド用傾斜磁場を印加して傾斜磁場の積分値を調整するため、磁場不均一性に弱い。一方、図７に例示するＦＥ系の読み出しシーケンスは、図８に例示するＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスと比べると、磁場不均一性に強く、かつ、空間分解能が高いが、単位収集時間あたりのＳＮ比は低い。
　そこで、本実施形態では、ＭＲＩ装置１００は、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬで被検体頭部血管を撮像する場合に、標識化用のＲＦ波を印加してからデータ収集を行うまでの待ち時間に基づいて、撮像時の時間的な範囲を少なくとも２つの範囲に分割する。そして、ＭＲＩ装置１００は、分割した２つの範囲のうち、待ち時間が短い方の範囲については、磁場不均一性に強いＦＥ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、待ち時間が長い方の範囲については、ＳＮ比が高いＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う。
　図９は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００の詳細な構成例を示す図である。図９は、図１に示したシーケンサ１０及び計算機システム３０を示している。また、図９は、計算機システム３０が有する機能部のうち、インタフェース部３１、画像再構成部３２、記憶部３３、入力部３４、表示部３５、及び制御部３６を示している。
　図９に示すように、記憶部３３は、撮像条件記憶部３３ａと、分割情報記憶部３３ｂと、ＭＲデータ記憶部３３ｃと、画像データ記憶部３３ｄとを有する。
　撮像条件記憶部３３ａは、被検体の撮像に用いられる読み出しシーケンスの種類ごとに撮像条件を記憶する。なお、ここでいう撮像条件とは、読み出しシーケンスの生成に必要な各種撮像パラメータのパラメータ値であり、例えば、収集マトリクス、ＮＡＱ、スラブ厚、１スラブ内のスライス枚数、ショット数、ＳＥＮＳＥ－Ｆａｃｔｏｒなどである。また、撮像条件には、ＰＲＯＰＥＬＬＥＲ、ｒａｄｉａｌ系などのサンプリング法の種類も含まれる。本実施形態では、撮像条件記憶部３３ａは、少なくとも、ＦＥ系の読み出しシーケンスに関する撮像条件と、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスに関する撮像条件とを記憶する。
　分割情報記憶部３３ｂは、被検体を撮像する際の時間的な範囲又は空間的な範囲を分割するための基準となる情報を記憶する。例えば、分割情報記憶部３３ｂは、撮像対象の部位に関する解剖学的な情報を記憶する。本実施形態では、分割情報記憶部３３ｂは、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬで被検体の頭部血管を撮像する場合に、標識化された血液が主幹動脈を流れる範囲と末梢動脈を流れる範囲とに時間的な範囲を分割するための情報として、ＭＣＡ（Middle-Cerebral　Artery）の左右に分かれる分岐を第１分枝とした場合の第２分枝に至る辺りに標識化された血液が到達するときの待ち時間を記憶する。
　なお、分割情報記憶部３３ｂが記憶する情報は、解剖学的な情報に限られない。例えば、過去に行われた撮像において基準として用いられた待ち時間のうち、操作者が最も適していると判断した待ち時間を記憶しておいてもよい。すなわち、待ち時間に関する操作者の経験値を記憶しておいてもよい。
　ＭＲデータ記憶部３３ｃは、インタフェース部３１を介してシーケンサ１０から受信されたＭＲデータを記憶する。画像データ記憶部３３ｄは、画像再構成部３２によってＭＲデータから再構成された画像を記憶する。
　また、制御部３６は、撮像条件設定部３６ａと、分割部３６ｂと、収集部３６ｃと、血流画像生成部３６ｄと、合成部３６ｅとを有する。
　撮像条件設定部３６ａは、被検体の撮像に用いられる読み出しシーケンスの種類ごとに撮像条件を設定する。具体的には、撮像条件設定部３６ａは、入力部３４を介して、操作者から各種撮像パラメータのパラメータ値の入力を受け付け、受け付けたパラメータ値を撮像条件として撮像条件記憶部３３ａに登録する。本実施形態では、撮像条件設定部３６ａは、少なくとも、ＦＥ系の読み出しシーケンスに関する撮像条件と、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスに関する撮像条件とを設定する。
　分割部３６ｂは、被検体を撮像する際の時間的な範囲又は空間的な範囲を少なくとも２つの範囲に分割する。具体的には、分割部３６ｂは、分割情報記憶部３３ｂによって記憶された情報に基づいて、時間的な範囲又は空間的な範囲を分割する。本実施形態では、分割部３６ｂは、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬで被検体の頭部血管を撮像する場合に、標識化用のＲＦ波を印加してからデータ収集を行うまでの待ち時間に基づいて、撮像時の時間的な範囲を少なくとも２つの範囲に分割する。
　例えば、分割部３６ｂは、複数の待ち時間のうち少なくとも１つの待ち時間を閾値として設定することで、撮像時の時間的な範囲を少なくとも２つの範囲に分割する。具体的には、分割部３６ｂは、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬで用いられる複数の待ち時間のうち、分割情報記憶部３３ｂによって記憶されている待ち時間と一致する待ち時間を閾値として設定する。本実施形態では、分割部３６ｂは、ＭＣＡの左右に分かれる分岐を第１分枝とした場合の第２分枝に至る辺りに標識化された血液が到達するときの待ち時間を閾値として設定することで、標識化された血液が主幹動脈を流れる範囲と末梢動脈を流れる範囲とに時間的な範囲を分割する。
　収集部３６ｃは、分割部３６ｂによって分割された少なくとも２つの範囲のうち、第１の範囲については第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、第２の範囲については読み出しシーケンスの種類又は撮像条件が第１の読み出しシーケンスと異なる第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う。
　本実施形態では、収集部３６ｃは、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬで被検体の頭部血管を撮像する場合に、分割された２つの範囲のうち、待ち時間が短い方の範囲についてはＦＥ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、待ち時間が長い方の範囲についてはＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う。具体的には、収集部３６ｃは、撮像条件記憶部３３ａによって記憶されている撮像条件に基づいて、ＦＥ系のシーケンス情報及びＳＳＦＰ系のシーケンス情報をそれぞれ生成する。そして、収集部３６ｃは、生成した各シーケンス情報をシーケンサ１０に送信し、それらの各シーケンス情報を用いてＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬを実行するようにシーケンサ１０を制御する。
　図１０は、従来のＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬによるデータ収集を示す図である。また、図１１は、第１の実施形態に係る収集部３６ｃによって行われるＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬを示す図である。図１０に示すように、従来のＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬでは、複数の待ち時間ＴＩ１～ＴＩ６ごとに、同じ種類の読み出しシーケンス（例えば、ＦＥ系の読み出しシーケンス）を用いてデータ収集が行われていた（Ｓ１～Ｓ６）。
　これに対し、本実施形態では、収集部３６ｃは、分割部３６ｂによって設定された待ち時間の閾値に基づいて、データ収集に用いる読み出しシーケンスを切り替える。例えば、待ち時間の閾値がＴＩ３であった場合には、収集部３６ｃは、図１１に示すように、待ち時間がＴＩ３以下であるときは、ＦＥ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、待ち時間がＴＩ３を超えているときは、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行うように、シーケンサ１０を制御する。
　ここで、本実施形態では、分割部３６ｂによって、ＭＣＡ（Middle-Cerebral　Artery）の左右に分かれる分岐を第１分枝とした場合の第２分枝に至る辺りに標識化された血液が到達するときの待ち時間が閾値として設定される。これにより、本実施形態では、標識化された血液が主幹動脈を流れる範囲については、ＦＥ系の読み出しシーケンスでデータ収集が行われ、標識化された血液が末梢動脈を流れる範囲については、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスでデータ収集を行われることになる。
　なお、収集部３６ｃは、ＦＥ系の読み出しシーケンス及びＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスのどちらを用いてデータ収集を行う場合も、各待ち時間において、タグ画像用のデータ収集とコントロール画像用のデータ収集とをそれぞれ行うようにシーケンサ１０を制御する。そして、収集部３６ｃは、インタフェース部３１を介してシーケンサ１０からＭＲデータを受信すると、受信したＭＲデータをＭＲデータ記憶部３３ｃに格納する。この結果、画像再構成部３２によって、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬで用いられる複数の待ち時間ごとに、シーケンサ１０によって収集されたＭＲデータからタグ画像及びコントロール画像がそれぞれ生成されることになる。
　図９に戻って、血流画像生成部３６ｄは、第１の読み出しシーケンスによって収集されたデータ及び第２の読み出しシーケンスによって収集されたデータそれぞれから血流画像を生成する。本実施形態では、血流画像生成部３６ｄは、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬで用いられる複数の待ち時間ごとに、画像再構成部３２によって生成されたタグ画像及びコントロール画像の差分画像を血流画像として生成する。すなわち、血流画像生成部３６ｄは、ＦＥ系の読み出しシーケンスによって収集されたデータ及びＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスによって収集されたデータそれぞれについて、待ち時間ごとに血流画像を生成する。
　合成部３６ｅは、第１の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像と第２の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像とを合成する。本実施形態では、合成部３６ｅは、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬが実行される場合に、血流画像生成部３６ｄによって待ち時間ごとに生成された各血流画像を合成する。すなわち、合成部３６ｅは、ＦＥ系の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された血流画像と、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された血流画像とを合成する。そして、合成部３６ｅは、合成した血流画像を表示部３５に表示させる。
　ここで、合成部３６ｅは、第１の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された血流画像と第２の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された血流画像の少なくとも一方について、ゲイン補正、Ｔ１緩和補正及び画像補間のうち少なくとも１つの補正処理を行った後に、各画像を合成してもよい。本実施形態では、ＦＥ系の読み出しシーケンスを用いて得られた血流画像及びＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスを用いて得られた血流画像の少なくとも一方について補正処理を行う。
　図１２は、第１の実施形態に係る合成部３６ｅによって行われる画像補正を説明するための図である。図１２の上段、中段及び下段に示す図において、横軸はＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬで用いられる待ち時間ＴＩを示しており、縦軸は血流画像における血流部分の信号強度Ｓ．Ｉ．（Signal　Intensity）を示している。
　例えば、図１２の上段に示すように、０＜ＴＩ＜ＴＩthの範囲ではＦＥ系の読み出しシーケンスで、ＴＩ＝ＴＩthではＦＥ系及びＳＳＦＰ系の両方の読み出しシーケンスで、ＴＩth＜ＴＩ＜ＴＩmaxの範囲ではＳＳＰＦ系の読み出しシーケンスでデータ収集を行うとする。この場合には、ＦＥ系及びＳＳＦＰ系それぞれの読み出しシーケンスでデータ収集を行う際の受信ゲイン及びノイズＳＤ（Noise　S.D.）値を同じにしたとすると、血流部分の信号強度は、磁場不均一性が問題とならない範囲（ＴＩが長い範囲）では、ＦＥ系の読み出しシーケンスで得られた血流画像よりも、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスで得られた血流画像のほうが大きい。なお、ここでいうノイズＳＤ値は、画像に含まれる画素ごとの信号強度の標準偏差（Standard　Deviation）であり、ノイズの特性を示す指標値である。
　そこで、合成部３６ｅは、ＦＥ系の読み出しシーケンスを用いて得られた血流画像及びＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスを用いて得られた血流画像の少なくとも一方について、ゲイン補正を行う。例えば、図１２の中段に示すように、ＴＩ＝ＴＩthとしたときにＦＥ系及びＳＳＦＰ系それぞれの読み出しシーケンスで収集されるデータの信号強度が一致するように、少なくとも一方の読み出しシーケンスでデータ収集を行う際の受信ゲインを調整する。
　なお、図１２の中段に示す例では、ＦＥ系の読み出しシーケンスでデータ収集を行う際の受信ゲインに、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスでデータ収集を行う際の受信ゲインを合わせた場合を示している。しかし、逆に、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスでデータ収集を行う際の受信ゲインに、ＦＥ系の読み出しシーケンスでデータ収集を行う際の受信ゲインを合わせてもよい。また、ＦＥ系の読み出しシーケンスでデータ収集を行う際の受信ゲイン、及び、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスでデータ収集を行う際の受信ゲインの両方を調整してもよい。
　また、図１２に示す例では、ＴＩ＝ＴＩthとしてＦＥ系及びＳＳＦＰ系の両方の読み出しシーケンスでデータ収集を行うこととしたが、必ずしも、このように異なる同じＴＩで重複してデータ収集を行わなくてもよい。その場合には、例えば、合成部３６ｅは、ＦＥ系の読み出しシーケンスで収集される最後のＴＩのデータと、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスで収集される最初のＴＩのデータとで信号強度が一致するように、少なくとも一方の読み出しシーケンスでデータ収集を行う際の受信ゲインを調整する。
　また、合成部３６ｅは、上述したゲイン補正を行った後に、さらにＴ１緩和補正を行ってもよい。その場合には、例えば、図１２の下段に示すように、合成部３６ｅは、ＴＩ＝０としてＦＥ系の読み出しシーケンスで得られた血流画像における血流部分の信号強度に合うように、他のＴＩで得られた血流画像における血流部分の信号強度を補正する。例えば、合成部３６ｅは、血液のＴ１値をＴ１ｂとした場合に、各ＴＩで得られた血流画像それぞれの信号値に｛１／ｅｘｐ（－ＴＩ／Ｔ１ｂ）｝を乗じることによって、各血流画像における信号強度を補正する。例えば、このＴ１緩和補正は、ＡＳＬ－ＭＲＰで血液の流量を定量化する際に行われることが望ましい。
　また、合成部３６ｅは、上述したゲイン補正を行った後に、さらに画像補間を行ってもよい。例えば、合成部３６ｅは、待ち時間ＴＩごとに生成された血流画像について、連続するＴＩの２つの血流画像を用いて、重み付き補間により画像を生成し、生成した画像を当該２つの血流画像の間に補間する。
　このように、ＦＥ系の読み出しシーケンスを用いて得られた血流画像及びＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスを用いて得られた血流画像の少なくとも一方についてゲイン補正を行うことによって、一方の読み出しシーケンスで得られた血流画像の信号強度を他方の読み出しシーケンスで得られた血流画像の信号強度に合わせることができ、合成画像における血管の連続性を向上させることができる。また、ゲイン補正に加えてＴ１緩和補正及び画像補間を行うことによって、合成画像における血管の連続性をさらに向上させることができる。なお、上述したゲイン補正、Ｔ１緩和補正及び画像補間は必ずしも全ての補正処理を行わなくてもよく、いずれか１つ又は２つの補正処理だけを行ってもよい。
　図１３は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００によって行われる処理の流れを示すフローチャートである。図１３に示すように、ＭＲＩ装置１００では、撮像条件設定部３６ａが、被検体の撮像に用いられる読み出しシーケンスの種類ごとに撮像条件を設定する。本実施形態では、撮像条件設定部３６ａは、少なくとも、ＦＥ系の読み出しシーケンスに関する撮像条件と、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスに関する撮像条件とを設定する（ステップＳ１０１）。
　そして、操作者から撮像開始の指示を受け付けると（ステップＳ１０２，Ｙｅｓ）、分割部３６ｂが、被検体を撮像する際の時間的な範囲又は空間的な範囲を少なくとも２つの範囲に分割する。本実施形態では、分割部３６ｂは、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬで被検体の頭部血管を撮像する場合に、標識化用のＲＦ波を印加してからデータ収集を行うまでの待ち時間に基づいて、撮像時の時間的な範囲を少なくとも２つの範囲に分割する（ステップＳ１０３）。
　続いて、収集部３６ｃが、分割部３６ｂによって分割された少なくとも２つの範囲のうち、第１の範囲については第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、第２の範囲については第１の読み出しシーケンスと種類又は撮像条件が異なる第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う。本実施形態では、収集部３６ｃは、分割部３６ｂによって分割された２つの範囲のうち、待ち時間が短い方の範囲についてはＦＥ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、待ち時間が長い方の範囲についてはＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う（ステップＳ１０４）。
　血流画像生成部３６ｄは、第１の読み出しシーケンスによって収集されたデータ及び第２の読み出しシーケンスによって収集されたデータそれぞれから血流画像を生成する。本実施形態では、血流画像生成部３６ｄは、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬで用いられる複数の待ち時間ごとに、画像再構成部３２によって生成されたタグ画像及びコントロール画像の差分画像を血流画像として生成する（ステップＳ１０５）。
　合成部３６ｅは、第１の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像と第２の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像とを合成する。本実施形態では、ＦＥ系の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された血流画像と、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された血流画像とを合成する（ステップＳ１０６）。そして、合成部３６ｅは、合成した血流画像を表示部３５に表示させる（ステップＳ１０７）。
　上述したように、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬで被検体の頭部血管を撮像する場合に、撮像時の時間的な範囲を少なくとも２つの範囲に分割し、待ち時間が短い方の範囲については、磁場均一性に強く、かつ、空間分解能が高いＦＥ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、待ち時間が長い方の範囲については、ＳＮ比が高いＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行うので、主幹動脈及び末梢動脈の両方を高精度に描出した画像を得ることができる。したがって、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００によれば、撮像対象の部位や撮像の目的に応じて、より高画質な画像を得ることができる。
　なお、第１の実施形態では、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬで被検体を撮像する場合について説明したが、撮像法がこれに限られない。例えば、本実施形態は、ＳＴ－ＳＩ（Single-Tag　Single-TI）－ＡＳＬを用いる場合にも同様に実施が可能である。ＳＴ－ＳＩ－ＡＳＬは、被検体の撮像領域に流入する流体を標識化するためのＲＦ波を１回印加してから所定の待ち時間が経過した後にデータ収集を行うパターンを、待ち時間を変えて複数回実行する撮像法である。
　このようなＳＴ－ＳＩ－ＡＳＬで被検体を撮像する場合に、例えば、分割部３６ｂは、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬを用いる場合と同様に、標識化用のＲＦ波を印加してからデータ収集を行うまでの待ち時間に基づいて、撮像時の時間的な範囲を少なくとも２つの範囲に分割する。そして、収集部３６ｃは、分割部３６ｂによって分割された少なくとも２つの範囲のうち、第１の範囲については第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、第２の範囲については第１の読み出しシーケンスと種類又は撮像条件が異なる第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う。例えば、収集部３６ｃは、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬを用いる場合と同様に、分割された２つの範囲のうち、待ち時間が短い方の範囲についてはＦＥ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、待ち時間が長い方の範囲についてはＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う。
　さらに、１回のＲＦ波の印加でｋ空間全体のデータをサンプリングすることが難しい場合には、ｋ空間を複数の領域に分割し、分割した領域ごとに、標識化用のＲＦ波を印加してデータ収集を行ってもよい。その場合には、分割した領域全てについてデータを収集するまでは、同じ待ち時間でデータ収集を繰り返し、分割した領域全てについてデータを収集した後に、待ち時間を変更して、次のｋ空間のデータを収集する。このような場合も、同様に、分割部３６ｂが、待ち時間に基づいて、撮像時の時間的な範囲を少なくとも２つの範囲に分割する。また、収集部３６ｃが、第１の範囲については第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、第２の範囲については第１の読み出しシーケンスと種類又は撮像条件が異なる第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う。
　また、第１の実施形態では、収集部３６ｃが、分割部３６ｂによって設定された待ち時間の閾値に基づいて、データ収集に用いる読み出しシーケンスを変更する場合について説明したが、読み出しシーケンスの制御はこれに限られない。例えば、収集部３６ｃは、撮像領域における所定の位置に標識化された流体が到達したことを検出した場合に、データ収集用の読み出しシーケンスを第１の読み出しシーケンスから第２の読み出しシーケンスに変更してもよい。
　例えば、収集部３６ｃは、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬで被検体の頭部血管を撮像する場合に、血流画像生成部３６ｄによって血流画像が生成されるごとに、生成された血流画像における標識化された血液の位置を検出する。そして、収集部３６ｃは、検出した血液がＭＣＡの第２分枝に至る辺りに到達したことを検出した場合に、データ収集に用いる読み出しシーケンスをＦＥ系の読み出しシーケンスからＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスに変更する。
　また、第１の実施形態では、収集部３６ｃが、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬで被検体の頭部血管を撮像する場合に、データ収集用に用いる読み出しシーケンスの種類をＦＥ系からＳＳＦＰ系に変更する場合について説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、収集部３６ｃは、読み出しシーケンスの種類を変更するのではなく、読み出しシーケンスの撮像条件を変更してもよい。
　例えば、収集部３６ｃは、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬで被検体の頭部血管を撮像する場合に、同じ種類の読み出しシーケンスを用いて、分割部３６ｂによって分割された２つの範囲のうち、待ち時間が短い方の範囲については空間分解重視の撮像条件でデータ収集を行い、待ち時間が長い方の範囲についてはＳＮ比重視の撮像条件でデータ収集を行う。この場合には、撮像条件記憶部３３ａが、同一種類の読み出しシーケンスについて、空間分解重視の撮像条件とＳＮ比重視の撮像条件とをそれぞれ記憶する。なお、空間分解重視の撮像条件とＳＮ比重視の撮像条件とは、それぞれ、収集マトリクス、ＮＡＱ、スラブ厚、１スラブ内のスライス枚数、ショット数などを適宜に調整することによって設定される。
　このように読み出しシーケンスの撮像条件を変更することによって、被検体を時系列に撮像する際の時間的な位置や撮像領域の空間的な位置に応じて、撮像法をＡＳＬ－ＭＲＡからＡＳＬ－ＭＲＰへの切り替えることも可能になる。ＡＳＬ－ＭＲＡで空間分解能重視のまま待ち時間ＴＩを延長していくと、灌流はＳＮ比の限界のためノイズレベル以下になって描出されないが、途中でＳＮ比重視モードに変更することによって、標識化された血液が待ち時間ＴＩの延長とともに毛細血管床に移行する様子をシームレスに画像化することができる。
　なお、収集部３６ｃは、データ収集に用いるパルシーケンスの種類及び撮像条件のいずれか一方を変更するだけではなく、パルシーケンスの種類及び撮像条件の両方を変更してもよい。これにより、被検体を時系列に撮像する際の時間的な位置や撮像領域の空間的な位置に応じて、より適切な方法でデータを収集することができるようになり、さらに高画質な画像を得ることができる。
（第２の実施形態）
　次に、第２の実施形態について説明する。第２の実施形態では、被検体を撮像する際の時間的な範囲又は空間的な範囲の全体について、種類が異なる２つの読み出しシーケンスそれぞれを用いてデータ収集を行う場合の例を説明する。なお、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成は、基本的には、図１及び９に示したものと同じである。
　本実施形態では、マルチスラブ法を用いたＡＳＬ－ＭＲＡで被検体の頭部血管を撮像する場合の例と、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬを用いたＡＳＬ－ＭＲＡで被検体の頭部血管を撮像する場合の例とを説明する。ここで、マルチスラブ法は、被検体の撮像領域を複数の分割領域に分割して当該複数の分割領域ごとにデータ収集を行う撮像法である。
　第２の実施形態では、収集部３６ｃは、被検体を撮像する際の時間的な範囲又は空間的な範囲の全体については第１の読み出しシーケンス及び第２の読み出しシーケンスそれぞれを用いてデータ収集を行う。また、合成部３６ｅは、第１の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像のうち第１の範囲における画像と、第２の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像のうち第２の範囲における画像とを合成する。
　図１４は、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるマルチスラブ法を用いたＡＳＬ－ＭＲＡを説明するための図である。図１４では、マルチスラブ法を用いたＡＳＬ－ＭＲＡで被検体の頭部血管を撮像する場合に、主幹動脈側の分割領域１４１及び末梢動脈側の分割領域１４２の２つの領域に撮像領域を分割してデータ収集を行う場合の例を示している。
　例えば、図１４の左側に示すように、収集部３６ｃは、待ち時間ＴＩごとに、ＦＥ系の読み出しシーケンス及びＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスそれぞれでデータ収集を行う。そして、図１４の右側に示すように、合成部３６ｅは、ＦＥ系の読み出しシーケンスを用いて得られた血流画像のうち主幹動脈側の分割領域１４１の画像と、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスを用いて得られた血流画像のうち末梢動脈側の分割領域１４２の画像とを合成する。これにより、主幹動脈から末梢動脈までが良好に描出された血流画像が得られる。
　このとき、例えば、合成部３６ｅは、ＦＥ系の読み出しシーケンスで得られた血流画像については、主幹動脈側の分割領域１４１における信号値の重みを末梢動脈側の分割領域１４２における信号値の重みより大きくし、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスで得られた血流画像については、末梢動脈側の分割領域１４２における信号値の重みを主幹動脈側の分割領域１４１における信号値の重みより大きくしたうえで、それぞれの血流画像を合成する。
　具体的な例として、例えば、合成部３６ｅは、ＦＥ系の読み出しシーケンスで得られた血流画像については、分割領域１４１における信号値の重み：分割領域１４２における信号値の重み＝１：０とし、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスで得られた血流画像については、分割領域１４１における信号値の重み：分割領域１４２における信号値の重み＝０：１としたうえで、それぞれの血流画像を合成する。このとき、例えば、合成部３６ｅは、重み付き加算又は最大値投影（Maximum　Intensity　Projection：ＭＩＰ）により、血流画像を合成する。
　図１５は、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬを用いたＡＳＬ－ＭＲＡを説明するための図である。図１５では、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬを用いたＡＳＬ－ＭＲＡで、被検体の頭部血管を撮像する場合の例を示している。図１５において、左上の図は、ＦＥ系の読み出しシーケンスでＴＩ＝６００ｍｓとしたときに得られる画像を示しており、右上の図は、ＦＥ系の読み出しシーケンスでＴＩ＝１４００ｍｓとしたときに得られる画像を示している。また、図１５において、左下の図は、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスでＴＩ＝６００ｍｓとしたときに得られる画像を示しており、右下の図は、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスでＴＩ＝１４００ｍｓとしたときに得られる画像を示している。なお、図１５に示す例では、標識化された血液が、ＴＩ＝６００ｍｓとしたときに主幹動脈に達し、ＴＩ＝１４００ｍｓとしたときに末梢動脈に達することとしている。
　例えば、図１５に示すように、収集部３６ｃは、複数の待ち時間ＴＩごとに、ＦＥ系の読み出しシーケンス及びＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスそれぞれでデータ収集を行う。そして、合成部３６ｅは、ＴＩ＝６００ｍｓについてはＦＥ系の読み出しシーケンスで得られた血流画像（図１５の左上）を用い、ＴＩ＝１４００ｍｓについてはＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスで得られた血流画像（図１５の右下）を用いて、複数のＴＩに渡るダイナミック画像を生成する。これにより、主幹動脈から末梢動脈までが良好に描出されたダイナミック画像が得られる。
　このとき、例えば、合成部３６ｅは、ＴＩ＝６００ｍｓについては、ＦＥ系の読み出しシーケンスで得られた血流画像における信号値の重みをＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスで得られた血流画像における信号値の重みより大きくし、ＴＩ＝１４００ｍｓについては、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスで得られた血流画像における信号値の重みをＦＥ系の読み出しシーケンスで得られた血流画像における信号値の重みより大きくしたうえで、ＴＩごとに、それぞれの血流画像を合成する。
　具体的な例として、例えば、合成部３６ｅは、ＴＩ＝６００ｍｓについては、ＦＥ系の読み出しシーケンスで得られた血流画像における信号値の重み：ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスで得られた血流画像における信号値の重み＝１：０とし、ＴＩ＝１４００ｍｓについては、ＦＥ系の読み出しシーケンスで得られた血流画像における信号値の重み：ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスで得られた血流画像における信号値の重み＝０：１としたうえで、ＴＩごとに、それぞれの血流画像を合成する。このとき、例えば、合成部３６ｅは、重み付き加算又は最大値投影（Maximum　Intensity　Projection：ＭＩＰ）により、血流画像を合成する。
（第３の実施形態）
　次に、第３の実施形態について説明する。第３の実施形態では、標識化用のＲＦ波としてパルス波を用いるＰＡＳＬ（Pulsed　ASL）法で被検体の頭部血管を撮像する場合の例を説明する。なお、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成は、基本的には、図１及び９に示したものと同じである。
　例えば、ＰＡＳＬ法で被検体を撮像する場合に、標識化用のＲＦ波を印加する領域の大きさを血管の走行方向に長く設定すると、待ち時間ＴＩを長くしたときに、標識化された血液は、末梢動脈に流入した状態となるとともに、主幹動脈にも流入した状態となる。そのため、待ち時間ＴＩが長いときにＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスを用いると、主幹動脈の部分でフローボイド（flow-void）が出現したり、血管以外の部分にゴーストなどのアーチファクトが出現したりする場合がある。このことから、血管画像を合成する場合に、待ち時間ＴＩを長くしたときの血管画像には、主幹動脈に流入した血液を残さないようにするのが望ましい。
　そこで、本実施形態に係るＭＲＩ装置は、ＰＡＳＬ法で被検体を撮像する際に、標識化用のＲＦ波をタグ領域に印加してから所定の時間が経過した後にタグ領域にサチュレーションパルスを印加することで、ＲＦ波によって標識化された血液の後端における血液信号を低減させる。ここで用いられるサチュレーションパルスは、ＴＥＣ（Tag-End-Cut）パルスと呼ばれる。このように、標識化された血液の後端部分の血液信号を低減させることで、待ち時間ＴＩを長くしたときの血管画像において、主幹動脈に流入した血液を除去することができる。
　図１６～１８は、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるＰＡＳＬ法を説明するための図である。図１６は、第３の実施形態に係るＰＡＳＬ法の読み出しシーケンスを示している。また、図１７は、第３の実施形態に係るＰＡＳＬ法によって得られる血流画像を示している。また、図１８は、第３の実施形態に係るＰＡＳＬ法によって得られる合成画像を示している。
　本実施形態に係るＰＡＳＬ法の読み出しシーケンスでは、標識化用のＲＦ波を印加してから一定の時間Ｔtecが経過した後に、標識化用のＲＦ波を印加する時間幅と等価なＴＥＣパルスを印加する。そして、標識化用のＲＦ波を印加してからデータ収集を行うまでの待ち時間ＴＩを、Ｔtecの整数倍となるように段階的に延長する。例えば、待ち時間ＴＩを、短い方から、ＴＩ（１）＝Ｔtec、ＴＩ（２）＝２＊Ｔtec、・・・、ＴＩ（ｎ－１）＝（ｎ－１）＊Ｔtec、ＴＩ（ｎ）＝ｎ＊Ｔtecと変える（ｎ：自然数）。ここで、例えば、図１６に示すように、ＴＩを変える幅を少し短めにして、（Ｔtec－ａ）としてもよい（ａ：定数、ａ＜Ｔtec）。
　これにより、例えば、図１７に示すように、所定の幅を有するボーラス（bolus）状の血流が待ち時間ＴＩごとに段階的に進んでいく血流画像が得られる。そして、これらの血流画像を合成することで、例えば、図１８に示すように、主幹動脈及び末梢動脈を含んだ頭部全体の血流画像が得られる。なお、図１６に示すようにＴＩを変える幅を（Ｔtec－ａ）とした場合には、血流画像を合成する際に、標識化された血液の境界をオーバーラップさせることができる。これにより、ＴＩが異なる血流画像の境界で血管の端部に無信号の部分が生じるのを防ぐことができ、合成画像における血管の連続性を向上させることができる。
　そして、本実施形態では、このようなＰＡＳＬ法で被検体を撮像する場合に、収集部３６ｃが、所定の待ち時間ＴＩを境に、データ収集用の読み出しシーケンスを、ＦＥ系の読み出しシーケンスからＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスに変更する。例えば、図１６に示すように、収集部３６ｃは、待ち時間の閾値がＴＩ３であった場合には、収集部３６ｃは、図１１に示すように、待ち時間がＴＩ３以下であるときは、ＦＥ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集（Ｓ１～Ｓ３）を行い、待ち時間がＴＩ３を超えているときは、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集（Ｓ４～Ｓ６）を行うように、シーケンサ１０を制御する。
　なお、ここでは、ＰＡＳＬ法を用いる場合について説明したが、本実施形態は、例えば、ＣＡＳＬ（Continuous　ASL）法やＰＣＡＳＬ（Pulsed　Continuous　ASL）法を用いる場合も同様に実施が可能である。ＣＡＳＬ法は、標識化用のＲＦ波として連続波を用いる方法であり、ＰＣＡＳＬ法は、ＣＡＳＬ法の実用化を目的としたもので、標識化用のＲＦ波として、短いパルス波を複数用いる方法である。
　ＣＡＳＬ法又はＰＣＡＳＬ法では、Ｔtecは、標識化用のＲＦ波の印加時間Ｔtagに相当し、ＴＥＣパルスを印加してからデータ収集を行うまでの待ち時間は、標識化用のＲＦ波を印加してからデータ収集を行うまでの待ち時間Ｔpld（post　labeling　delay）に相当する。そのため、例えば、ＣＡＳＬ法又はＰＣＡＳＬ法を用いる場合は、ＴpldをＴtagの整数倍となるように段階的に延長する。そして、収集部３６ｃは、ＰＡＳＬ法を用いる場合と同世に、所定の待ち時間ＴＩを境に、データ収集用の読み出しシーケンスを、ＦＥ系の読み出しシーケンスからＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスに変更する。
　さらに、本実施形態は、上述したＰＡＳＬ法とマルチスラブ法とを組み合わせて用いる場合も同様に実施が可能である。この場合には、ＭＲＩ装置は、被検体の撮像領域を複数の分割領域に分割し、撮像領域に流入する流体を標識化するためのＲＦ波を印加してから複数の分割領域にそれぞれに対応する複数の待ち時間が経過するごとにデータ収集を行う撮像法で被検体を撮像する撮像法を行う。そして、分割部３６ｂは、標識化用のＲＦ波を印加してからデータ収集を行うまでの待ち時間に基づいて、空間的な範囲を少なくとも２つの範囲に分割する。また、収集部３６ｃは、分割された２つの範囲のうち、待ち時間が短い方の範囲については第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、待ち時間が長い方の範囲については第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う。そして、合成部３６ｅは、第１の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像と第２の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像とを合成することで撮像領域の画像を生成する。つまり、合成部３６ｅは、複数の分割領域の画像を合成することで、分割前の撮像領域の画像を生成する。
　図１９は、第３の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるマルチスラブ法を用いたＰＡＳＬ法を説明するための図である。図１９では、マルチスラブ法を用いたＰＡＳＬ法で被検体の頭部血管を撮像する場合に、主幹動脈側の分割領域１９１と末梢動脈側の分割領域１９２とに撮像領域を分割してデータ収集を行う場合の例を示している。この場合に、例えば、分割部３６ｂは、被検体の頭部に設定された撮像領域を、待ち時間ＴＩに基づいて、待ち時間Ｔ１（１）及びＴＩ（２）に対応する主幹動脈側の分割領域１９１と、待ち時間Ｔ１（３）及びＴＩ（４）に対応する末梢動脈側の分割領域１９２とに分割する。
　そして、この場合に、例えば、収集部３６ｃは、待ち時間Ｔ１（１）及びＴＩ（２）についてはＦＥ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、待ち時間Ｔ１（３）及びＴＩ（４）についてはＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行うように、シーケンサ１０を制御する。この場合も、例えば、図１７に示したように、所定の幅を有するボーラス状の血流が待ち時間ＴＩごとに段階的に進んでいく血流画像が得られる。そして、これらの血流画像を合成することで、例えば、図１８に示したように、主幹動脈及び末梢動脈を含んだ頭部全体の血流画像が得られる。
　このように、短い待ち時間ＴＩに対応する主幹動脈側の分割領域については、磁場均一性に強く、かつ、空間分解能が高いＦＥ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、長い待ち時間ＴＩに対応する末梢動脈側の分割領域については、ＳＮ比が高いＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行うことによって、主幹動脈及び末梢動脈の両方を高精度に描出した画像を得ることができる。
　なお、ここでは、収集部３６ｃが、ＦＥ系の読み出しシーケンスからＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスに読み出しシーケンスの種類を変更する場合の例を説明したが、例えば、読み出しシーケンスの条件を変更してもよい。その場合には、例えば、収集部３６ｃは、同じ種類の読み出しシーケンスを用いて、短い待ち時間ＴＩに対応する主幹動脈側の分割領域については、空間分解重視の撮像条件でデータ収集を行い、長い待ち時間ＴＩに対応する末梢動脈側の分割領域については、ＳＮ比重視の撮像条件でデータ収集を行う。
　さらに、例えば、収集部３６ｃは、単一の読み出しシーケンスで、血管信号が多い分割領域からデータを収集し、血管信号が少ない分割領域からはデータを収集しないように、シーケンサ１０を制御してもよい。なお、この場合には、各分割領域は、データを収集する領域としない領域とを細かく区分けできるように、それぞれ血管の走行方向における幅を狭く設定するのが望ましい。
（第４の実施形態）
　次に、第４の実施形態について説明する。第４の実施形態では、被検体の撮像領域に流入する流体を標識化するためのＲＦ波を印加してから所定の待ち時間が経過した後にデータ収集を行うパターンを待ち時間を変えて複数回実行する撮像法で被検体を撮像する場合の例を説明する。なお、第４の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成は、基本的には、図１及び９に示したものと同じである。
　例えば、このような撮像法の一例として、Ｈａｄａｍａｒｄ　Ｅｎｃｏｄｉｎｇ（ＨＥ）法を用いたＭｕｌｔｉ－Ｔａｇ（ＭＴ）－ＰＡＳＬであるＨＥ－ＭＴ－ＰＡＳＬがある。ＨＥ法については、例えば、ＣＡＳＬ法と組み合わせた方法が、Wells　JA　et　al.　In　vivo　hadamard　encoded　continuous　arterial　spin　labeling　(H-CASL).　MRM　63:1111-1118　(2010)により提案されている。ＨＥ－ＭＴ－ＰＡＳＬでは、タグ画像用のＲＦ波とコントロール画像用のＲＦ波とを所定の時間間隔ごとに効率よく配置してデータを収集し、収集した画像を加減算することで、待ち時間ＴＩが異なる複数のＡＳＬ画像が得られる。この方法によれば、ＳＴ－ＳＩ－ＡＳＬやＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬと比べて、ＳＮ比をより向上させることができる。
　図２０は、第４の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるＨＥ－ＭＴ－ＰＡＳＬを説明するための図である。ＨＥ－ＭＴ－ＰＡＳＬでは、例えば、異なる待ち時間ＴＩの組み合わせ数Ｎが、３、５、７、１５・・・など、すなわち、Ｎ＝２n-1（ｎ：自然数）に設定される。図２０では、異なる待ち時間ＴＩの組み合わせ数をＮ＝７（ｎ＝２）とした場合の例を示している。
　なお、図２０に示す複数のＲＦ波（ｔａｇ／ｃｏｎｔｒｏｌ　ＲＦ）のうち、左下がりの斜線が付されたものはタグ画像用のＲＦ波であり、右下がりの斜線が付されたものはコントロール画像用のＲＦ波である。図２０に示すように、例えば、Ｎ＝７とした場合には、２種類の画像用のＲＦ波の順序が異なる８種類（（Ｎ＋１）種類）の読み出しシーケンスの組み合わせが用いられる。また、各読み出しシーケンスにおける待ち時間ＴＩ（ｉ）は、ｋ＝１～８の各パターンで同じであれば、任意の時間間隔でよい。
　ここで、ｋ＝１～８の各パターンで収集されるデータの複素信号をＳｋとし、各ＴＩ（ｉ）における４倍の差分信号Ｓ｛ＴＩ（ｉ）｝、ｉ＝１～７は、以下の式で求められる。
　　Ｓ｛ＴＩ（ｉ）｝＝４［Ｓ｛ＴＩ（ｉ）｝－Ｓｃｏｎｔ｛ＴＩ（ｉ）｝］
　すなわち、ｉ＝１～７とした場合には、Ｓ｛ＴＩ（１）｝～Ｓ｛ＴＩ（７）｝は、以下の式により求められる。
　　Ｓ｛ＴＩ（１）｝＝Ｓ１－Ｓ２＋Ｓ３－Ｓ４＋Ｓ５－Ｓ６＋Ｓ７－Ｓ８
　　Ｓ｛ＴＩ（２）｝＝Ｓ１＋Ｓ２－Ｓ３－Ｓ４＋Ｓ５＋Ｓ６－Ｓ７－Ｓ８
　　Ｓ｛ＴＩ（３）｝＝Ｓ１－Ｓ２－Ｓ３＋Ｓ４＋Ｓ５－Ｓ６－Ｓ７＋Ｓ８
　　Ｓ｛ＴＩ（４）｝＝Ｓ１＋Ｓ２＋Ｓ３＋Ｓ４－Ｓ５－Ｓ６－Ｓ７－Ｓ８
　　Ｓ｛ＴＩ（５）｝＝Ｓ１－Ｓ２＋Ｓ３－Ｓ４＋Ｓ５－Ｓ６＋Ｓ７－Ｓ８
　　Ｓ｛ＴＩ（６）｝＝Ｓ１＋Ｓ２－Ｓ３－Ｓ４－Ｓ５－Ｓ６＋Ｓ７＋Ｓ８
　　Ｓ｛ＴＩ（７）｝＝Ｓ１－Ｓ２－Ｓ３＋Ｓ４－Ｓ５＋Ｓ６＋Ｓ７－Ｓ８
　そして、この場合のＳＮ比は、１回あたりの差分のＮＡＱ＝４回加算に相当するｓｑｒｔ（４）＝２倍となる。
　また、１回の繰り返し時間をＴrepeatとすると、撮像時間は、Ｎ組のＴＩに対して、（Ｎ＋１）＊Ｔrepeatとなる。一方、標識用のＲＦ波を１回印加するごとにデータ収集を行う場合には、撮像時間は、Ｎ組のＴＩに対して、２＊（Ｎ＋１）／２＊Ｎ＊Ｔrepeat＝Ｎ（Ｎ＋１）＊Ｔrepeatとなる。したがって、ＨＥ－ＭＴ－ＳＩ法では、標識用のＲＦ波を１回印加するごとにデータ収集を行う場合に比べて、撮像時間比はＮ＋１／Ｎ（Ｎ＋１）＝１／Ｎとなる。つまり、Ｎ＝７とした場合には、標識用のＲＦ波を１回印加するごとにデータ収集を行う場合と同等のＳＮ比のＴＩの異なる差分画像が、１／７の時間で得られることになる。
　なお、ＡＳＬ－ＭＲＰにおいて一般的なＳＴ－ＰＡＳＬでは、十分なＳＮ比を確保するためには数回程度の加算平均が行われる。これに対し、上述したＨＥ－ＭＴ－ＰＡＳＬによれば、同一のデータが１回の収集のみで得られ、かつ、数段階のＴＩの加算平均と等価な画像が得られるので、収集時間を有効に短縮することができる。なお、コントロール画像用のＲＦ波は、ＭＲＰ用でＭＴＣが問題となる場合のみ印加されればよい。したがって、血管のＭＲＡ用などでＭＴＣが問題とならない場合には、コントロール画像用のＲＦ波は省略されてもよい。
　また、上述したＨＥ－ＭＴ－ＰＡＳＬでは、血液の流速に応じたパルス間隔の制御など、タグ条件に制約がある。さらに、ＨＥ法では、血液の流速が時間的に変動する場合、例えば拍動流下で用いられる場合には、同一時刻でのＲＦ波のタイミングで血液の流速が同じでないと、画像を加減算する際、特に減算の際に、不要なタイミングで標識化された流体信号が意図した通りに消えない場合もある。これは、ＰＡＳＬ法と組み合わせた場合でも、ＣＡＳＬ法と組み合わせた場合でも同様である。そこで、例えば、収集部３６ｃは、同一時刻のＲＦ波が同一の心位相で行われるように、ＥＣＧセンサ２１及びＥＣＧユニット２２によって検出される心拍のゲート信号におけるＲ波をトリガ信号として、最初のＲＦ波を印加するようにしてもよい。
　そして、本実施形態では、収集部３６ｃは、上述したＨＥ－ＭＴ－ＰＡＳＬを用いて被検体を撮像する場合に、ｋ＝１～８の８種類のパターンのうち、いずれか４種類のパターンについてはＦＥ系の読み出しシーケンスでデータ収集を行い、残りの４種類のパターンについてはＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスでデータ収集を行う。この場合には、平均効果によって、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスで得られる画像とＦＥ系の読み出しシーケンスで得られる画像とが混じった画像が得られる。
　例えば、図２０に示すように、収集部３６ｃは、８種類のパターンを順に実行する際に、ＦＥ系の読み出しシーケンスとＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスとを交互に用いるように、シーケンサ１０を制御する。すなわち、収集部３６ｃは、ｋ＝１、３、５、７のパターンについてはＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスでデータ収集を行い、ｋ＝２、４、６、８のパターンについてはＦＥ系の読み出しシーケンスでデータ収集を行うように制御する。
　または、例えば、収集部３６ｃは、ＴＩが短い側にタグ画像用のＲＦ波を多く配置したパターンについてはＦＥ系の読み出しシーケンスを用い、ＴＩが長い側にタグ画像用のＲＦ波を多く配置したパターンについてはＦＥ系の読み出しシーケンスを用いるようにしてもよい。
　さらに、被検体の撮像領域に流入する流体を標識化するためのＲＦ波を印加してから所定の待ち時間が経過した後にデータ収集を行うパターンを待ち時間を変えて複数回実行する撮像法の他の例として、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬを複数回実行する撮像法がある。この撮像法では、標識化用のＲＦ波を印加してから最初のデータ収集を行うまでの待ち時間を変えながら、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬのパターンを複数回実行し、収集された複数のデータを、ＲＦ波が印加されてからデータ収集を行うまでの待ち時間が同じものごとに加算する例について説明する。
　図２１及び２２は、第４の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるＳＴ－ＭＲ－ＡＳＬを説明するための図である。図２１に示すように、例えば、収集部３６ｃは、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬによるデータ収集をＭ回実行する。この場合に、例えば、収集部３６ｃは、標識用のＲＦ波を印加してから最初のデータ収集までの待ち時間を所定の時間幅Ｔintの整数倍となるように変えながら、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬによるデータ収集をＮ回実行する。また、例えば、収集部３６ｃは、ＳＴ－ＭＩ－ＡＳＬによるデータ収集を実行するごとに、標識化用のＲＦ波を印加してから所定の時間幅Ｔintの整数倍の時刻ごとに、Ｎ個のＭＲデータを収集する。なお、本実施形態では、標識用のＲＦ波が印加されてから最初のデータ収集を行うまでの待ち時間と、２回目のデータ収集において標識用のＲＦ波が印加されてからデータ収集を行うまでの経過時間とを、それぞれＴＩと呼ぶ。
　ここで、例えば、収集部３６ｃは、各ＴＩをＴＩｍｎと表した場合に、以下に示すＴＩ１１、ＴＩ２１、ＴＩ３１、ＴＩ４１のように、標識用のＲＦ波が印加されてから最初のデータ収集を行うまでの待ち時間を変化させながら、ＳＴ－ＭＩ－ＰＡＳＬによるデータ収集を実行する。そして、収集部３６ｃは、１回目については、待ち時間ＴＩ１１が経過した後にデータ収集を行い、その後、ＴＩ１２、ＴＩ１３、ＴＩ１４が経過するごとにデータ収集を実行する。また、収集部３６ｃは、２回目については、待ち時間ＴＩ２１が経過した後にデータ収集を行い、その後、ＴＩ２２、ＴＩ２３、ＴＩ２４が経過するごとにデータ収集を実行する。また、収集部３６ｃは、３回目については、待ち時間ＴＩ３１が経過した後にデータ収集を行い、その後、ＴＩ３２、ＴＩ３３、ＴＩ３４が経過するごとにデータ収集を実行する。また、収集部３６ｃは、４回目については、待ち時間ＴＩ４１が経過した後にデータ収集を行い、その後、ＴＩ４２、ＴＩ４３、ＴＩ４４が経過するごとにデータ収集を実行する。
　　ＴＩ１４＝７Ｔint
　　ＴＩ１３＝ＴＩ２４＝６Ｔint
　　ＴＩ１２＝ＴＩ２３＝ＴＩ３４＝５Ｔint
　　ＴＩ１１＝ＴＩ２２＝ＴＩ３３＝ＴＩ４４＝４Ｔint
　　ＴＩ２１＝ＴＩ３２＝ＴＩ４３＝３Ｔint
　　ＴＩ３１＝ＴＩ４２＝２Ｔint
　　ＴＩ４１＝１Ｔint
　そして、収集部３６ｃは、収集された複数のＭＲデータを補正したうえで、標識用のＲＦ波が印加されてからデータ収集を行うまでの経過時間が同じものごとに加算する。例えば、収集部３６ｃは、加算されるＭＲデータをＳ（ＴＩ）とし、ＴＩに依存したＴ１減衰を補正するための補正係数をａ（ＴＩ）とし、データを収集する順番ｎに依存したＴ１減衰を補正するための補正係数をｂｎとした場合に、以下の式によりＳ（ＴＩ）を求める。
　　S（7Tint）＝a（7Tint）＊b4＊S14
　　S（6Tint）＝a（6Tint）＊｛b3＊S13＋b4＊S24｝／2
　　S（5Tint）＝a（5Tint）＊｛b2＊S12＋b3＊S23＋b4＊S34｝／3
　　S（4Tint）＝a（4Tint）＊｛b1＊S11＋b2＊S22＋b3＊S33＋b4＊S44｝／4
　　S（3Tint）＝a（5Tint）＊｛b1＊S21＋b2＊S32＋b3＊S43｝／3
　　S（2Tint）＝a（2Tint）＊｛b1＊S31＋b2＊S42｝／2
　　S（1Tint）＝a（1Tint）＊b1＊S41
　この方法によれば、図２１に示すように、Ｍ＋Ｎ－１個の異なるＴＩのＭＲデータが得られ、かつ、中間のＴＩほどＳＮ比が向上する。なお、ＴＩが中間より短い場合にはもともとＳＮ比が大きいので問題ないが、ＴＩが中間より長い場合にはＳＮ比は低下し、最も長いＴＩのＳＮ比は収集されるデータが１個なので、１組のＭＴ－ＳＩ－ＰＡＳＬと同じになる。そのため、Ｔintごとに標識用のＲＦ波とデータ収集とを配置するのが望ましい。さらに、Ｎ回のデータ収集の組と最初のデータ収集までの待ち時間ＴＩをＴintずつシフトさせたｍ組の独立したｔａｇのＭ組として、ｍ＝ｎとするのがより望ましい。なお、ｍ、ｎは異なってもよい。
　また、ＴＩが最も短くなる最後（ｍ＝Ｍ）のＲＦ波と１回目（ｎ＝１）のデータ収集までの時間はＴintである必要はない。また、ＴＩは、Ｔintの整数倍であればよく、ここでいう整数は必ずしも連続していなくてもよい。抜けたＴＩについては、合成計算時にゼロとしてないものとすればよい。
　なお、ＡＳＬでは、ＴＩが長いほどＳＮ比は低下するので加算回数を増やしたいが、ＳＴ－ＭＩ－ＰＡＳＬでは時間的に後のデータほどＳＮ比は低下するため、あまり多くのｄａｔａは収集できない。したがって、ｎは数個にしておき、独立したＲＦ波で収集したｍ組のデータから合成して中間以降の長いＴＩでＳＮ比の小さなデータを捨てたとしても、処理効率を向上できる。
　そして、本実施形態では、収集部３６ｃは、上述した撮像法を用いて被検体を撮像する場合に、標識用のＲＦ波が印加されてから最初のデータ収集を行うまでの待ち時間が短いパターンについてはＦＥ系の読み出しシーケンスでデータ収集を行い、標識用のＲＦ波が印加されてから最初のデータ収集を行うまでの待ち時間が長いパターンについてはＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスでデータ収集を行う。
　例えば、図２１に示すように、収集部３６ｃは、標識用のＲＦ波が印加されてから最初のデータ収集を行うまでの待ち時間をＴintずつ短くしながらＳＴ－ＭＴ－ＡＳＬのパターンを４回実行する場合に、１回目及び２回目のパターンについてはＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスでデータ収集を行い、３回目及び４回目のパターンについてはＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスでデータ収集を行うように、シーケンサ１０を制御する。
　または、収集部３６ｃは、各パターンにおけるデータ収集ごとに、標識用のＲＦ波が印加されてからデータ収集を行うまでの待ち時間が短いものについてはＦＥ系の読み出しシーケンスを用い、標識用のＲＦ波が印加されてからデータ収集を行うまでの待ち時間が長いものについてはＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスを用いるようにしてもよい。
　例えば、図２２に示すように、収集部３６ｃは、４回のパターンについて、標識用のＲＦ波が印加されてからデータ収集を行うまでの待ち時間が４Ｔint以下であるデータ収集Ｓ１１、Ｓ２１、Ｓ２２、Ｓ３１～Ｓ３３、Ｓ４１～Ｓ４４についてはＦＥ系の読み出しシーケンスを用い、標識用のＲＦ波が印加されてからデータ収集を行うまでの待ち時間が４Ｔintより長いデータ収集Ｓ１２～Ｓ１４、Ｓ２３～Ｓ２４、Ｓ３４についてはＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスを用いるように、シーケンサ１０を制御する。
　上述した第１～４の実施形態に係るＭＲＩ装置によれば、単一の読み出しシーケンスを用いる場合と比べて、全ての待ち時間ＴＩにおいて、磁化率効果の影響が少ない、かつ、ＳＮ比に優れた、臓器全体のＭＲＡ画像又はＭＲＰ画像を得ることができる。また、第１～４の実施形態に係るＭＲＩ装置によれば、例えば脳の動脈血管を撮像する場合に、主幹動脈だけでなく、末梢動脈における血流の描出能を向上させることができる。また、第１～４の実施形態に係るＭＲＩ装置によれば、標識化用のＲＦ波を印加してから標識化された血液が到達するまでの遅延時間が長い組織の部分について、ＳＮ比が高い灌流画像が得られる。
（第５の実施形態）
　次に、第５の実施形態について説明する。第５の実施形態では、被検体の撮像領域を複数の分割領域に分割して当該複数の分割領域ごとにデータ収集を行う撮像法で被検体の頭部血管を撮像する場合の例を説明する。なお、第５の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成は、基本的には、図１及び９に示したものと同じである。
　例えば、このような撮像法の一例として、マルチスラブ法を適用した３ＤＴＯＦ－ＭＲＡであるマルチスラブ３ＤＴＯＦ－ＭＲＡがある。マルチスラブ３ＤＴＯＦ－ＭＲＡでは、標識化用のＲＦ波を印加する代わりに、縦磁化が十分に回復した血液のインフロー（in-flow）効果と、静止部における縦磁化の抑制効果とによるコントラスト差を利用するため、撮像領域（imaging　slab）のみが設定される。
　このようなマルチスラブ３ＤＴＯＦ－ＭＲＡで被検体を撮像する場合に、分割部３６ｂは、分割領域に基づいて、被検体を撮像する際の空間的な範囲を少なくとも２つの範囲に分割する。また、収集部３６ｃは、分割部３６ｂによって分割された２つの範囲のうち、主幹動脈を含む範囲については第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、末梢動脈を含む範囲については第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う。
　図２３は、第５の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるマルチスラブ３ＤＴＯＦ－ＭＲＡを説明するための図である。図２３に示すように、例えば、マルチスラブ３ＤＴＯＦ－ＭＲＡでは、被検体の撮像領域を４つの分割領域に分割して、それぞれの分割領域についてデータ収集が行われる。
　この場合に、例えば、分割部３６ｂは、標識化された血液が主幹動脈を流れる範囲と、末梢動脈を流れる範囲とに空間的な範囲を分割する。また、例えば、収集部３６ｃは、ウィリス動脈輪部の近傍にある主幹動脈部については、磁場不均一性に強いＦＥ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、頭頂などの末梢動脈部については、ＳＮ比に優れたＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行うように、シーケンサ１０を制御する。
　なお、上述したマルチスラブ３ＤＴＯＦ－ＭＲＡでは、撮像領域に照射するＲＦ波のフリップ角に傾斜をつけることで末梢動脈の描出能の向上を図るＴＯＮＥ法が併用されてもよい。また、２Ｄマルチスライス法でも適用が可能である。その場合、読み出しシーケンスの撮像条件を変えてもよい。ＴＯＦ法は基本的にはＧＲＥであるが、その中の撮像条件うち、ＴＯＮＥ法での傾斜は対象スラブ内の血流速に応じて変化させてもよい。すなわち、流速が遅いほど傾斜を急にする。またＴＥとＧＭＮ（Gradient　Moment　Nulling）の組み合わせを、短いＴＥ＋０次ＧＭＮと、長いＴＥ＋１次ＧＭＮとで使い分ける。脳の主幹動脈部など磁化率が大きく流速が速ければ前者、抹消で逆なら後者にすることで、位相分散による信号低下を抑制する。さらに、ＢＷ（BandWidth）を変えたものを組み合わせても良い。抹消は狭いＢＷでＳＮ比を向上させ、主幹部は広めのＢＷで位相分散による信号低下を抑制する。
（第６の実施形態）
　次に、第６の実施形態について説明する。第６の実施形態では、マルチスラブ法による撮像をＴＯＦ－ＭＲＡ及びＡＳＬ－ＭＲＡ／ＭＲＰと組み合わせたマルチスラブＡＳＬで被検体の頭部血管を撮像する場合の例を説明する。なお、第２の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成は、基本的には、図１及び９に示したものと同じである。
　マルチスラブＡＳＬでは、被検体の撮像領域を複数の分割領域に分割し、各分割領域について、当該分割領域から一定の距離だけ流体の上流側に離れた標識化領域に当該分割領域に流入する流体を標識化するためのＲＦ波を印加してから一定の待ち時間が経過した後にデータ収集を行う撮像法で被検体を撮像する。
　図２４は、第６の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるマルチスラブＡＳＬを説明するための図である。図２４に示すように、例えば、マルチスラブＡＳＬでは、撮像領域（imaging　slab）を４つの分割領域１２１～１２４に分割する。そして、４つの分割領域それぞれのデータを収集する際に、各分割領域から一定の距離だけ血流の上流側に離れたタグ領域（tag　slab）に標識化用のＲＦ波を印加する。すなわち、マルチスラブＡＳＬでは、データ収集を行う分割領域を移動しながら、分割領域の移動にともなって、タグ領域を分割領域から一定の距離を保った状態で追随させて移動する。なお、図２４では図示を省略しているが、コントロール領域についても、それぞれの分割領域に対して相対的な位置を同じにして追随させる。
　このようなマルチスラブＡＳＬによれば、複数の分割領域についてタグ領域の位置を撮像領域全体の上流側に固定する場合と比べて、下流側の分割領域になるほど、標識化された血液が到達するまでの時間が短くなり、ＳＮ比を向上させることができる。そのため、標識化用のＲＦ波を印加してからデータ収集を行うまでの待ち時間ＴＩを延長しなくても、タグ領域から遠い分割領域内にある血管（ＭＲＡ）や灌流（ＭＲＰ）も良好に描出することができる。
　このようなマルチスラブＡＳＬで被検体の頭部血管を撮像する場合に、例えば、分割部３６ｂは、分割領域に基づいて、撮像領域を少なくとも２つの範囲に分割する。また、収集部３６ｃは、分割部３６ｂによって分割された範囲のうち、主幹動脈を含む範囲については第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、末梢動脈を含む範囲については第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う。
　例えば、図２４に示すように、収集部３６ｃは、４つの分割領域のうち、主幹動脈を含む上流側の分割領域１２１及び１２２については、ＦＥ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う。また、収集部３６ｃは、末梢動脈を含む下流側の分割領域１２３及び１２４については、ＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う。これにより、被検体の頭部血管が全体にわたって良好に描出することができる。
　上述した第５及び６の実施形態に係るＭＲＩ装置によれば、単一の読み出しシーケンスを用いる場合と比べて、撮像時間を延長することなく、磁化率効果の影響の少ない、かつ、ＳＮ比が優れた画像を得ることができる。また、第５及び６の実施形態に係るＭＲＩ装置によれば、例えば脳の動脈血管を撮像する場合に、主幹動脈だけでなく、末梢動脈における血流の描出能を向上させることができる。
（第７の実施形態）
　次に、第７の実施形態について説明する。第７の実施形態では、拡散イメージングで被検体を撮像する場合の例を説明する。なお、第７の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成は、基本的には、図１及び９に示したものと同じである。
　近年、拡散イメージングは、脳神経領域だけでなく、腫瘍検出用に全身臓器でも使用されてきている。また、拡散イメージングでは、一般的に、ＳＥ系のシングルショットＳＥ－ＥＰＩ（Ｓ－ＥＰＩ）の読み出しシーケンスが用いられる。
　ここで、脳神経領域では、小脳、前髄など脳底部や頸部、胸部の脊髄などの部分、腹部領域では、肺や肺に近い肝臓部や直腸や大腸に近い部分は、磁場不均一性が大きくなることが知られている。しかし、Ｓ－ＥＰＩの読み出しシーケンスは磁場不均一性に弱く、歪みが大きくなったり、別のボクセルに描出されるべき信号が１つのボクセル内で重なって描出されてしまったりする場合もある。
　また、拡散イメージングで用いられる他の読み出しシーケンスには、ＦＳＥ系（例えば、ＨＡＳＴＥ：Half-Fourier　Single　shot　Turbo　spin　Echo）や、ナビゲータエコー（navigator　echo）を同時に収集して動きによるショットごとの位相差を補正するマルチショットＥＰＩ（Ｍ－ＥＰＩ）がある。さらに、ｋ空間の軌跡（trajectory）の違いによって、ｎｏｎ－Ｃａｒｔｅｓｉａｎ系のＰＲＯＰＥＬＬＥＲ（ＪＥＴ）、ｒａｄｉａｌ系などがある。しかし、これらの読み出しシーケンスは、Ｓ－ＥＰＩの読み出しシーケンスと比べて、単位時間当たりのＳＮ比が低いなどの理由で、１種類の読み出しシーケンスや撮像条件で全身などの広い領域を撮像するのは難しかった。
　このような拡散イメージングで被検体を撮像する場合に、分割部３６ｂは、静磁場強度（Ｂ０）の分布に基づいて、被検体を撮像する際の空間的な範囲を少なくとも２つの範囲に分割する。例えば、分割部３６ｂは、ｄｅｌｔａＢ０の標準偏差に関する所定の閾値に基づいて、被検体を撮像する際の撮像領域を２つに分割する。
　また、収集部３６ｃは、分割部３６ｂによって分割された２つの範囲のうち、静磁場不均一性が大きい方の範囲については第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、静磁場不均一性が小さい方の範囲については第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う。例えば、収集部３６ｃは、２つの範囲のうち、ｄｅｌｔａＢ０の標準偏差が大きい方を静磁場不均一性が大きい範囲とし、ｄｅｌｔａＢ０の標準偏差が小さい方を静磁場不均一性が小さい範囲とする。なお、撮像対象が頭部であれば、静磁場不均一性が大きい方の範囲は頸部や脳底部などに相当し、静磁場不均一性が小さい方の範囲は頭頂部などに相当する。また、撮像対象が腹部であれば、静磁場強度が強い方の範囲は肺や肝臓の肺に近い部分などに相当し、静磁場強度が弱い方の範囲は腔腹膜臓器などに相当する。
　例えば、収集部３６ｃは、静磁場不均一性が大きい方の範囲については、歪みに強いＦＳＥ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う。また、収集部３６ｃは、静磁場不均一性が小さい方の範囲については、ＦＳＥ系と比べて歪みには強くないが、ＳＮ比が高いＳ－ＥＰＩ系の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う。
　また、例えば、収集部３６ｃは、静磁場不均一性が大きい方の範囲については、ＦＳＥ系の読み出しシーケンスでＰＲＯＰＥＬＬＥＲ（ＪＥＴ）を用いてデータ収集を行い、静磁場不均一性が小さい方の範囲については、Ｓ－ＥＰＩの読み出しシーケンスでデータ収集を行ってもよい。
　なお、例えば、収集部３６ｃは、静磁場不均一性が大きい方の範囲については、同じ読み出しシーケンス又は異なる読み出しシーケンスを用いて、歪みに強い撮像条件でデータ収集を行い、静磁場不均一性が小さい方の範囲については、ＳＮ比が高い撮像条件でデータ収集を行ってもよい。このとき、例えば、収集部３６ｃは、歪みに強い撮像条件として、ＳＥＮＳＥ－Ｆａｃｔｏｒを高くしたものを用い、ＳＮ比が高い撮像条件として、ＳＥＮＳＥ－Ｆａｃｔｏｒを低くしたものを用いる。
　また、例えば、収集部３６ｃは、同じＥＰＩの読み出しシーケンスを用いて、静磁場不均一性が大きい方の範囲については、ショット数を多くした撮像条件でデータ収集を行い、静磁場不均一性が小さい方の範囲については、ショット数を少なくした撮像条件でデータ収集を行ってもよい。例えば、収集部３６ｃは、静磁場不均一性が大きい方の範囲については、Ｍ－ＥＰＩの読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、静磁場不均一性が小さい方の範囲については、Ｓ－ＥＰＩの読み出しシーケンスでデータ収集を行う。
　また、拡散イメージングでは、ＭＰＧ強度やｂ－ｖａｌｕｅが大きくなると、渦電流による歪みも大きくなることが知られている。そこで、例えば、収集部３６ｃは、静磁場不均一性が大きい方の範囲については、ＭＰＧ強度やｂ－ｖａｌｕｅを小さくした撮像条件でデータ収集を行い、静磁場不均一性が小さい方の範囲については、ＭＰＧ強度やｂ－ｖａｌｕｅを大きくした撮像条件でデータ収集を行ってもよい。
（第８の実施形態）
　次に、第８の実施形態について説明する。第８の実施形態では、定量値画像（パラメータ画像）を撮像する場合の例を説明する。なお、第８の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成は、基本的には、図１及び９に示したものと同じである。
　近年、検査間での比較が容易なことから、Ｔ１やＴ２、プロトン密度、ＡＤＣ、血流量、ケミカルシフト、磁化率、温度などのＭＲＩに関する各種パラメータを画像化することが行われている。
　このように、所定の定量値を空間マッピングするための撮像法で被検体を撮像する場合に、分割部３６ｂは、対象部位の特性に応じて、被検体を撮像する際の時間的な範囲又は空間的な範囲を分割する。そして、収集部３６ｃは、分割部３６ｂによって分割された複数の範囲ごとに、各範囲に含まれる対象部位の特性に応じて、データ収集用の読み出しシーケンスの種類又は撮像条件を変更する。
　以上、第１～８の実施形態に係るＭＲＩ装置について説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、上述した実施形態では、分割部３６ｂが、撮像対象の部位に関する解剖学的な情報に基づいて、被検体を撮像する際の時間的な範囲又は空間的な範囲を分割する場合について説明したが、分割の方法はこれに限られない。
　例えば、分割部３６ｂは、シミング用に測定された静磁場強度の分布に基づいて、被検体を撮像する際の時間的な範囲又は空間的な範囲を分割してもよい。例えば、分割部３６ｂは、ｄｅｌｔａＢ０に関する標準偏差や平均値などの統計値に基づいて、時間的な範囲又は空間的な範囲を少なくとも２つの範囲に分割する。この場合には、分割部３６ｂは、ｄｅｌｔａＢ０に関する統計値について所定の閾値を設定し、その閾値を境に、時間的な範囲又は空間的な範囲を分割する。
　また、例えば、分割部３６ｂは、撮像領域の位置決めに用いられる画像に基づいて、被検体を撮像する際の時間的な範囲又は空間的な範囲を分割してもよい。例えば、分割部３６ｂは、位置決め画像として撮像されたアキシャル像、コロナル像又はサジタル像に対して操作者が指定した位置を境に、時間的な範囲又は空間的な範囲を分割する。この場合、例えば、分割部３６ｂは、３ＤＴＯＦの画像を取得済みであれば、３ＤＴＯＦの画像を位置決め用の画像として用い、未取得であれば、２ＤＰＣ（Phase　Contrast）法で取得した画像を位置決め用の画像として用いてもよい。
　また、上述した実施形態では、ＦＥ系の読み出しシーケンスとＳＳＦＰ系の読み出しシーケンスとを用いた場合の例を中心に説明したが、読み出しシーケンスの種類はこれに限られない。すなわち、収集部３６ｃは、分割部３６ｂによって分割された少なくとも２つの範囲について、撮像対象の部位や撮像の目的に応じて、読み出しシーケンスの種類を適宜に使い分ける。例えば、収集部３６ｃは、２つの範囲のうち、一方の範囲でＳＮ比が求められる場合は、その範囲については、他方の範囲で用いる読み出しシーケンスよりも単位収集時間あたりのＳＮ比が高い読み出しシーケンスを用いる。また、例えば、収集部３６ｃは、２つの範囲のうち、一方の範囲で空間分解能が求められる場合は、その範囲については、他方の範囲で用いる読み出しシーケンスよりも空間分解能が高い読み出しシーケンスを用いる。また、例えば、収集部３６ｃは、２つの範囲のうち、一方の範囲が静磁場不均一性の影響を受けやすい場合は、その範囲については、他方の範囲で用いる読み出しシーケンスよりも静磁場不均一性に強い読み出しシーケンスを用いる。
　また、収集部３６ｃは、分割部３６ｂによって分割された少なくとも２つの範囲について、撮像対象の部位や撮像の目的に応じて、読み出しシーケンスの撮像条件を適宜に使い分けてもよい。例えば、収集部３６ｃは、２つの範囲のうち、一方の範囲でＳＮ比が求められる場合は、その範囲については、他方の範囲で用いる撮像条件よりも単位収集時間あたりのＳＮ比が高い撮像条件を用いる。また、例えば、収集部３６ｃは、２つの範囲のうち、一方の範囲で空間分解能が求められる場合は、その範囲については、他方の範囲で用いる撮像条件よりも空間分解能が高い撮像条件を用いる。また、例えば、収集部３６ｃは、２つの範囲のうち、一方の範囲が静磁場不均一性の影響を受けやすい場合は、その範囲については、他方の範囲で用いる撮像条件よりも静磁場不均一性に強い撮像条件を用いる。
　また、上述した実施形態では、被検体の頭部血管を撮像する場合の例を中心に説明したが、撮像対象となる部位は頭部に限られない。例えば、撮像対象の部位は、腹部などの他の部位であってもよい。また、上述した実施形態では、血流画像を生成する場合の例を中心に説明したが、撮像対象となる流体は血液に限らない。例えば、撮像対象の流体は、ＣＳＦ（cerebrospinal　fluid）などの他の流体であってもよい。
　前述したように、読み出しシーケンスの撮像条件は、所定の撮像領域を撮像する際に用いられる撮像パラメータのパラメータ値である。つまり、撮像条件が異なるということは、あるスライス位置のデータを収集する際の撮像パラメータのパラメータ値が異なることを意味する。例えば、撮像領域を時間的な範囲に分割する場合には、同じスライス位置について、分割された時間的な範囲ごとに、読み出しシーケンスの撮像パラメータのパラメータ値を変えてデータ収集が行われる。また、例えば、撮像領域を空間的な範囲に分割する場合には、異なるスライス位置について、分割された空間的な範囲ごとに、読み出しシーケンスの撮像パラメータのパラメータ値を変えてデータ収集が行われる。
　上述した第１～８の実施形態に係るＭＲＩ装置によれば、時間的な範囲又は空間的な範囲の異なる全ての部分について、単一の読み出しシーケンス種又は単一の撮像条件で撮像する場合と比べて、ほぼ同一の撮像時間で、よりアーチファクトの少ない、空間分解能やＳＮ比に優れたＭＲＩ画像を得ることができる。
　また、上述した第１～８の実施形態では、撮像領域を時間的又空間的な範囲に分割し、分割された範囲ごとに、読み出しシーケンスの種類及び撮像条件の少なくとも一方を変える場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、分割された範囲ごとに、読み出しシーケンスの前に印加されるプリパルスの条件を変えてもよい。
　例えば、分割された範囲ごとに、ＡＳＬ法で用いられる標識化用のＲＦパルスのタグ条件を変えてもよい。例えば、第６の実施形態で説明したように、収集部が、マルチスラブＡＳＬで被検体を撮像する場合に、時間的又空間的に分割された範囲ごとに、データ収集を行う分割領域の移動に追随させて、標識化用のＲＦパルスを印加する領域すなわちタグ領域の位置を移動させる。このとき、例えば、収集部は、タグ領域と分割領域との相対位置が変わらないように、タグ領域の絶対位置を変える。
　また、例えば、アディアバティックパルスを用いた撮像が行われる場合に、分割された範囲ごとに、アディアバティックパルスである反転パルスのＲＦパワー（フリップ角）を変えてもよい。アディアバティックパルスは、理論的には、縦磁化が１８０度倒れる以上のＲＦパワー（フリップ角）に対しても縦磁化は１８０度以上回転することはない。しかし、ＲＦパワーが大きくなれば、送信ＲＦコイルに送信されるＲＦ波を増幅するＲＦアンプの負荷が大きくなるので、短時間に複数のアディアバティックパルスを印加する場合は、デューティサイクルを考慮した最適な大きさにＲＦパワーを配分する必要がある。例えば、送信ＲＦコイルの感度が不均一であることを考慮して、収集部が、分割された範囲のうち、送信ＲＦパワーが低めになるＲＦコイルの中心から遠い範囲については、反転パルスのフリップ角を３００度とし、送信ＲＦパワーが十分なＲＦコイルの中心に近い範囲については、反転パルスのフリップ角を１８０度とするように制御する。
　上述した少なくとも１つの実施形態に係るＭＲＩ装置によれば、撮像対象の部位や撮像の目的に応じて、より高画質な画像を得ることができる。
　本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、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。

Claims (18)

  1. 　被検体の撮像領域を少なくとも２つの時間的な範囲に分割する分割部と、
    　前記時間的な範囲のうち、第１の範囲については、第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、第２の範囲については、シーケンスの種類及び撮像条件の少なくとも一方が前記第１の読み出しシーケンスと異なる第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う収集部と、
    　前記第１の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像と前記第２の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像とを合成する合成部と
    　を備える、磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　前記分割部は、前記撮像領域に流入する流体を標識化するための１回のＲＦ波を印加してから複数の待ち時間が経過するごとに連続的にデータ収集を行う撮像法で前記被検体を撮像する場合に、前記待ち時間に基づいて、前記撮像領域を少なくとも２つの時間的な範囲に分割し、
    　前記収集部は、前記時間的な範囲のうち、前記待ち時間が短い方の範囲については前記第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、前記待ち時間が長い方の範囲については前記第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う、
    　請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　前記分割部は、前記撮像領域に流入する流体を標識化するためのＲＦ波を印加してから所定の待ち時間が経過した後にデータ収集を行うパターンを前記待ち時間を変えて複数回実行する撮像法で前記被検体を撮像する場合に、前記待ち時間に基づいて、前記撮像領域を少なくとも２つの時間的な範囲に分割し、
    　前記収集部は、前記時間的な範囲のうち、前記待ち時間が短い方の範囲については前記第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、前記待ち時間が長い方の範囲については前記第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う、
    　請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　前記収集部は、前記撮像領域における所定の位置に標識化された流体が到達したことを検出した場合に、データ収集用の読み出しシーケンスを前記第１の読み出しシーケンスから前記第２の読み出しシーケンスに変更する、
    　請求項２又は３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　前記分割部は、前記流体として血液を標識化する撮像法で前記被検体の頭部を撮像する場合に、標識化された血液が主幹動脈を流れる範囲と、末梢動脈を流れる範囲とに前記撮像領域を分割する、
    　請求項２又は３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　被検体の撮像領域を少なくとも２つの空間的な範囲に分割する分割部と、
    　前記空間的な範囲のうち、第１の範囲については、第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、第２の範囲については、シーケンスの種類及び撮像条件の少なくとも一方が前記第１の読み出しシーケンスと異なる第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う収集部と、
    　前記第１の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像と前記第２の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像とを合成することで前記撮像領域の画像を生成する合成部と
    　を備える、磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　前記分割部は、前記撮像領域を複数の分割領域に分割して当該複数の分割領域ごとにデータ収集を行う撮像法で前記被検体を撮像する場合に、前記分割領域に基づいて、前記撮像領域を少なくとも２つの空間的な範囲に分割し、
    　前記収集部は、前記空間的な範囲のうち、主幹動脈を含む範囲については前記第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、末梢動脈を含む範囲については前記第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う、
    　請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　前記分割部は、前記撮像領域を複数の分割領域に分割し、前記撮像領域に流入する流体を標識化するためのＲＦ波を印加してから前記複数の分割領域にそれぞれに対応する複数の待ち時間が経過するごとにデータ収集を行う撮像法で前記被検体を撮像する場合に、前記待ち時間に基づいて、前記撮像領域を少なくとも２つの空間的な範囲に分割し、
    　前記収集部は、前記空間的な範囲のうち、前記待ち時間が短い方の範囲については前記第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、前記待ち時間が長い方の範囲については前記第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う、
    　請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　前記分割部は、前記撮像領域を複数の分割領域に分割し、各分割領域について、当該分割領域から一定の距離だけ流体の上流側に離れた標識化領域に当該分割領域に流入する流体を標識化するためのＲＦ波を印加してから一定の待ち時間が経過した後にデータ収集を行う撮像法で前記被検体を撮像する場合に、前記分割領域に基づいて、前記撮像領域を少なくとも２つの空間的な範囲に分割し、
    　前記収集部は、前記空間的な範囲のうち、主幹動脈を含む範囲については前記第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、末梢動脈を含む範囲については前記第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う、
    　請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　前記分割部は、前記流体として血液を標識化する撮像法で前記被検体の頭部を撮像する場合に、標識化された血液が主幹動脈を流れる範囲と、末梢動脈を流れる範囲とに前記撮像領域を分割する、
    　請求項７～９のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
  11. 　前記分割部は、拡散イメージングで前記被検体を撮像する場合に、静磁場強度の分布に基づいて、前記撮像領域を少なくとも２つの空間的な範囲に分割し、
    　前記収集部は、前記空間的な範囲のうち、静磁場不均一性が大きい方の範囲については前記第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、静磁場不均一性が小さい方の範囲については前記第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う、
    　請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　前記収集部は、前記撮像領域の全体について前記第１の読み出しシーケンス及び前記第２の読み出しシーケンスそれぞれを用いてデータ収集を行い、
    　前記合成部は、前記第１の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像のうち前記第１の範囲における画像と、前記第２の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像のうち前記第２の範囲における画像とを合成する、
    　請求項１又は６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  13. 　前記分割部は、所定の定量値を空間マッピングするための撮像法で前記被検体を撮像する場合に、対象部位の特性に応じて前記撮像領域を分割する、
    　請求項１又は６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  14. 　前記第２の読み出しシーケンスは、前記第１の読み出しシーケンスより単位収集時間あたりのＳＮ比が高い読み出しシーケンスである、
    　請求項１又は６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  15. 　前記第１の読み出しシーケンスは、前記第２の読み出しシーケンスより空間分解能が高い又は静磁場不均一性に強いシーケンスである、
    　請求項１又は６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  16. 　前記合成部は、前記第１の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像と前記第２の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像の少なくとも一方について、ゲイン補正、Ｔ１緩和補正及び画像補間のうち少なくとも１つの補正処理を行った後に、各画像を合成する、
    　請求項１又は６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  17. 　前記分割部は、撮像対象の部位に関する解剖学的な情報、シミング用に測定された静磁場強度の分布、又は、撮像領域の位置決めに用いられる画像に基づいて、前記撮像領域を分割する、
    　請求項１又は６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  18. 　被検体の撮像領域を少なくとも２つの時間的又は空間的な範囲に分割する分割部と、
    　前記時間的又は空間的な範囲のうち、第１の範囲については、第１の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行い、第２の範囲については、シーケンスの種類及び撮像条件の少なくとも一方が前記第１の読み出しシーケンスと異なる第２の読み出しシーケンスを用いてデータ収集を行う収集部と、
    　前記第１の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像と前記第２の読み出しシーケンスによって収集されたデータから生成された画像とを合成する合成部と
    　を備える、磁気共鳴イメージング装置。
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