(57)【要約】      （修正有）【課題】血管或いは血液が描出された画像において、動脈と静脈との分離する、或いは、流れのない微小出血と微小出血以外の血液とを分離する等、血液や血流の状態を分離し、識別することのできる磁気共鳴イメージング装置を提供する。【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、磁化率の影響を受けた第１位相を有する第１画像を生成する第１生成部４０２と、磁化率、及び、流れの双方の影響を受けた第２位相を有する第２画像を生成する第２生成部４０３と、流れのない微小出血と、流れのある微小出血以外の血液とが描出された第３画像に対して、第１位相及び第２位相を用いて、又は、第１位相から算出される値及び第２位相から算出される値を用いて、流れのない微小出血と、流れのある微小出血以外の血液とを識別する識別処理部４０９と、を備える。【選択図】図４
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁化率の影響を受けた第１位相を有する第１画像を生成する第１生成部と、
前記磁化率、及び、流れの双方の影響を受けた第２位相を有する第２画像を生成する第２生成部と、
流れのない微小出血と、流れのある前記微小出血以外の血液とが描出された第３画像に対して、前記第１位相及び前記第２位相を用いて、又は、前記第１位相から算出される値及び前記第２位相から算出される値を用いて、前記流れのない微小出血と、流れのある前記微小出血以外の血液とを識別する識別処理部と、
を備える磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記第１画像は、流れによる位相変化を抑制するリフェ―ジング傾斜磁場を有する第１パルスシーケンスによって収集される第１データから生成される画像である、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記第２画像は、流れによる位相変化を増強するディフェージング傾斜磁場を有する第２パルスシーケンスによって収集される第２データから生成される画像である、
請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記第１画像及び前記第２画像の夫々は、１つの励起パルスに続く複数のエコー収集パートから構成されるマルチエコーパルスシーケンスによって収集されるデータから生成される画像であり、
前記第１画像は、流れによる位相変化を抑制するリフェ―ジング傾斜磁場を有する第１エコー収集パートによって収集される第１データから生成され、
前記第２画像は、流れによる位相変化を増強するディフェージング傾斜磁場を有する第２エコー収集パートによって収集される第２データから生成される、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記識別処理部は、
前記第１位相を用いて、前記第２位相に含まれる流れの影響を主に受けたフロー位相成分を前記第２画像の画素毎に算出し、
前記フロー位相成分が所定の閾値よりも小さい画素を、前記流れのない微小出血であると判定し、前記フロー位相成分が前記閾値以上の画素を、前記流れのある前記微小出血以外の血液であると判定する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記第１生成部は、前記第１位相を有する前記第１画像から、第１磁化率の値が画素毎に算出された第１磁化率画像をさらに生成し、
前記第２生成部は、前記第２位相を有する前記第２画像から、第２磁化率の値が画素毎に算出された第２磁化率画像をさらに生成し、
前記識別処理部は、
前記第１磁化率画像における前記第１磁化率と、前記第２磁化率画像における前記第２磁化率との差分処理によって、磁化率偏差を画素毎に算出し、
前記磁化率偏差が所定の閾値よりも小さい画素を、前記流れのない微小出血であると判定し、前記磁化率偏差が前記閾値以上の画素を、前記流れのある前記微小出血以外の血液であると判定する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記識別処理部が識別する前記第３画像は、前記第１画像及び前記第２画像を含む、本装置で生成した画像、又は、本装置以外で生成した画像、である、
請求項１乃至６のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
磁化率の影響を受けた第１位相を有する第１画像を生成する第１生成部と、
前記磁化率、及び、流れの双方の影響を受けた第２位相を有する第２画像を生成する第２生成部と、
前記第１画像と前記第２画像とから、動脈及び静脈の双方が、静止背景に対して高コントラストに描出される第３画像を生成する第３生成部と、
前記第１位相から算出される磁化率の値を用いて、或いは、前記第１位相の値を用いて、前記第３画像に対して、前記動脈と前記静脈とを互いに識別する識別処理部と、
を備える磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
前記第１画像は、流れによる位相変化を抑制するリフェ―ジング傾斜磁場を有する第１パルスシーケンスによって収集される第１データから生成される画像である、
請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
前記第２画像は、流れによる位相変化を増強するディフェージング傾斜磁場を有する第２パルスシーケンスによって収集される第２データから生成される画像である、
請求項８又は９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
前記第１画像及び前記第２画像の夫々は、１つの励起パルスに続く複数のエコー収集パートから構成されるマルチエコーパルスシーケンスによって収集されるデータから生成される画像であり、
前記第１画像は、流れによる位相変化を抑制するリフェ―ジング傾斜磁場を有する第１エコー収集パートによって収集される第１データから生成され、
前記第２画像は、流れによる位相変化を増強するディフェージング傾斜磁場を有する第２エコー収集パートによって収集される第２データから生成される、
請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１２】
前記識別処理部は、前記第１位相から算出される前記磁化率の、正負の符号及び絶対値の少なくとも一方に基づいて、前記動脈と前記静脈とを互いに識別する、
請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１３】
前記識別処理部は、前記第１位相の、正負の符号及び絶対値の少なくとも一方に基づいて、前記動脈と前記静脈とを互いに識別する、
請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
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。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング装置は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波（ＲＦ：Radio Frequency）信号で励起し、励起に伴って被検体から発生する磁気共鳴信号（ＭＲ（Magnetic Resonance）信号）を再構成して画像を生成する撮像装置である。
【０００３】
磁気共鳴イメージング装置を用いた撮像法の中に、血液のインフロー効果を利用して動脈等の高速血流を高信号に描出するWhite Blood法や、血液の流れによる位相分散を積極的に促進することにより、背景に対して血管を低信号に描出するBlack Blood法が知られている。また、White Blood法とBlack Blood法とを組み合わせることによって、動脈及び静脈の双方を高コントラストで描出する撮像法も知られている。
【０００４】
このように動脈及び静脈が良好に描出された画像において、動脈と静脈とが互いに分離できれば、診断上さらに有用な情報を提供することができる。
【０００５】
また、例えば、Ｔ２＊強調画像（Ｔ２＊は見かけの横緩和時間を示す）等においては、静脈と微小出血とが、同じ程度の低信号で描出されることが知られている。このような画像において、静脈と微小出血とが互いに分離できれば、診断上さらに有用な情報を提供することができる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２０１２−８６０５６号公報
【特許文献２】特開２０１７−７０３８６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
本発明が解決しようとする課題は、血管或いは血液が描出された画像において、動脈と静脈との分離する、或いは、流れのない微小出血と微小出血以外の血液とを分離する等、血液や血流の状態を分離し、識別することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、磁化率の影響を受けた第１位相を有する第１画像を生成する第１生成部と、前記磁化率、及び、流れの双方の影響を受けた第２位相を有する第２画像を生成する第２生成部と、流れのない微小出血と、流れのある前記微小出血以外の血液とが描出された第３画像に対して、前記第１位相及び前記第２位相を用いて、又は、前記第１位相から算出される値及び前記第２位相から算出される値を用いて、前記流れのない微小出血と、流れのある前記微小出血以外の血液とを識別する識別処理部と、を備える。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】本実施形態の磁気共鳴イメージング装置の構成例を示す図。
【図２】本実施形態の課題を説明する図。
【図３】第１の実施形態の磁気共鳴イメージング装置の機能ブロック図。
【図４】第１の実施形態の磁気共鳴イメージング装置の処理例を示すフローチャート。
【図５】本実施形態の磁気共鳴イメージング装置で用いるパルスシーケンスの第１の例を示す図。
【図６】本実施形態の磁気共鳴イメージング装置で用いるパルスシーケンスの第２の例を示す図。
【図７】本実施形態の磁気共鳴イメージング装置で用いるパルスシーケンスの第３の例を示す図。
【図８】第１の実施形態の変形例に係る磁気共鳴イメージング装置の処理例を示すフローチャート。
【図９】第２の実施形態の磁気共鳴イメージング装置の機能ブロック図。
【図１０】第２の実施形態の磁気共鳴イメージング装置の処理例を示すフローチャート。
【図１１】第３画像（ＨＯＰ−ＭＲＡ画像）の生成概念を説明する図。
【図１２】第２の実施形態の磁気共鳴イメージング装置の効果の一例を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００１０】
実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置について、添付図面を参照して説明する。なお、以下の実施形態では、同一の参照符号を付した部分は同様の動作をするものとして、重複する説明を適宜省略する。
【００１１】
図１は、第１及び第２の各実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の全体構成を示すブロック図である。磁気共鳴イメージング装置１は、磁石架台１００、制御キャビネット３００、コンソール４００、寝台５００、及びＲＦ（Radio Frequency）コイル２０を備える。磁石架台１００、制御キャビネット３００、及び寝台５００により、撮像部（スキャナ）を構成する。
【００１２】
磁石架台１００は、静磁場磁石１０、傾斜磁場コイル１１、及びＷＢ（Whole Body）コイル１２を有している。これらの構成品は円筒状の筐体に収納されている。寝台５００は、寝台本体５０と天板５１を有している。
【００１３】
制御キャビネット３００は、傾斜磁場電源３１（Ｘ軸用３１ｘ、Ｙ軸用３１ｙ、Ｚ軸用３１ｚ）、コイル選択回路３６、ＲＦ受信器３２、ＲＦ送信器３３、及びシーケンスコントローラ３４を備えている。
【００１４】
コンソール４００は、処理回路４０、記憶回路４１、ディスプレイ４２、及び入力デバイス４３を備えている。コンソール４００は、ホスト計算機として機能する。
【００１５】
磁石架台１００の静磁場磁石１０は、概略円筒形状をなしており、被検体、例えば患者、が搬送されるボア内に静磁場を発生させる。ボアとは、磁石架台１００の円筒内部の空間のことである。静磁場磁石１０は超電導コイルを内蔵し、液体ヘリウムによって超電導コイルが極低温に冷却されている。静磁場磁石１０は、励磁モードにおいて静磁場用電源（図示せず）から供給される電流を超電導コイルに印加することで静磁場を発生する。その後、永久電流モードに移行すると、静磁場用電源は切り離される。一旦永久電流モードに移行すると、静磁場磁石１０は長時間、例えば１年以上に亘って、大きな静磁場を発生し続ける。なお、図１において、被検体の胸部にある黒丸は、磁場中心を示している。
【００１６】
傾斜磁場コイル１１も概略円筒形状をなし、静磁場磁石１０の内側に固定されている。この傾斜磁場コイル１１は、傾斜磁場電源（３１ｘ、３１ｙ、３１ｚ）から供給される電流によりＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の方向に傾斜磁場を被検体に印加する。
【００１７】
寝台５００の寝台本体５０は天板５１を上下方向及び水平方向に移動することができる。撮像前に天板５１に載置された被検体を所定の高さまで移動させる。その後、撮像時には天板５１を水平方向に移動させて被検体をボア内に移動させる。
【００１８】
ＷＢコイル１２は全身用コイルとも呼ばれ、傾斜磁場コイル１１の内側に被検体を取り囲むように概略円筒形状に固定されている。ＷＢコイル１２は、ＲＦ送信器３３から伝送されるＲＦパルスを被検体に向けて送信する。また、水素原子核の励起によって被検体から放出される磁気共鳴信号、即ちＭＲ（Magnetic Resonance）信号を受信する。
【００１９】
磁気共鳴イメージング装置１は、ＷＢコイル１２の他、図１に示すようにＲＦコイル２０を備えてもよい。ＲＦコイル２０は、被検体の体表面に近接して載置されるコイルである。ＲＦコイル２０には幾つかの種別がある。例えば、ＲＦコイル２０として、図１に示すように被検体の胸部や腹部、或いは脚部に設置されるボディコイル（Body Coil）や、被検体の頭部を撮像するための頭部コイル（Head Coil）等がある。２０の多くは受信専用のコイルであるが、頭部コイルの中には、送信と受信を双方行う種別のものもある。ＲＦコイル２０はケーブルを介して天板５１と着脱可能に構成されている。
【００２０】
ＲＦ送信器３３は、シーケンスコントローラ３４からの指示に基づいてＲＦパルスを生成する。生成したＲＦパルスはＷＢコイル１２に伝送され、被検体に印加される。ＲＦパルスの印加によって被検体から磁気共鳴信号、即ち、ＭＲ信号が発生する。このＭＲ信号をＲＦコイル２０又はＷＢコイル１１が受信する。
【００２１】
ＲＦコイル２０で受信したＭＲ信号は、天板５１及び寝台本体５０に設けられたケーブルを介してコイル選択回路３６に伝送される。ＷＢコイル１２で受信したＭＲ信号もコイル選択回路３６に伝送される。
【００２２】
コイル選択回路３６は、ＲＦコイル２０、或いはＷＢコイル１２出力されるＭＲ信号を、シーケンスコントローラ３４或いはコンソール４００から出力される制御信号に応じて選択する。
【００２３】
選択されたＭＲ信号はＲＦ受信器３２に出力される。ＲＦ受信器３２はＭＲ信号をＡＤ（Analog to Digital）変換して、シーケンスコントローラ３４に出力する。デジタルに変化されたＭＲ信号は、生データ（Raw Data）と呼ばれることもある。なお、ＡＤ変換は、ＲＦコイル２０の内部やコイル選択回路３６で行ってもよい。
【００２４】
シーケンスコントローラ３４は、コンソール４００による制御のもと、傾斜磁場電源３１、ＲＦ送信器３３及びＲＦ受信器３２をそれぞれ駆動することによって被検体のスキャンを行う。スキャンによってＲＦ受信器３２から生データを受信すると、シーケンスコントローラ３４は、その生データをコンソール４００に送信する。
【００２５】
シーケンスコントローラ３４は、処理回路（図示を省略）を具備している。この処理回路は、例えば所定のプログラムを実行するプロセッサや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等のハードウェアで構成される。 
【００２６】
コンソール４００は、記憶回路４１、入力デバイス４３、ディスプレイ４２、及び処理回路４０を備える。記憶回路４１は、ＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭ（Random Access Memory）の他、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）や光ディスク装置等の外部記憶装置を含む記憶媒体である。記憶回路４１は、各種の情報やデータを記憶する他、処理回路４０が具備するプロセッサが実行する各種のプログラムを記憶する。
【００２７】
入力デバイス４３は、例えば、マウス、キーボード、トラックボール、タッチパネル等であり、各種の情報やデータを操作者が入力するための種々のデバイスを含む。ディスプレイ４２は、液晶ディスプレイパネル、プラズマディスプレイパネル、有機ＥＬパネル等の表示デバイスである。
【００２８】
処理回路４０は、例えば、ＣＰＵや、専用又は汎用のプロセッサを備える回路である。プロセッサは、記憶回路４１に記憶した各種のプログラムを実行することによって、後述する各種の機能を実現する。処理回路４０は、ＦＰＧＡやＡＳＩＣ等のハードウェアで構成してもよい。これらのハードウェアによっても後述する各種の機能を実現することができる。また、処理回路４０は、プロセッサとプログラムによるソフトウェア処理と、ハードウェア処理とを組わせて、各種の機能を実現することもできる。
【００２９】
図２は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の課題の一例を模式的に示す図である。図２（ａ）は、主に第１の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１の課題に対応する図であり、図２（ｂ）は、主に第２の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１の課題に対応する図である。
【００３０】
図２（ａ）に例示するように、Ｔ２＊強調画像等においては、静脈と微小出血とが、同じ程度の低信号で描出されることが知られている。ここで、微小出血（microbleeds）、或いは微小脳出血（Cerebral microbleeds: CMBs）とは、脳出血（Cerebral hemorrhage）とは異なる症状であり、破綻した毛細血管から僅かな赤血球が血管外流出する現象を指す。微小出血は、Ｔ２＊強調画像上で、点状低信号域として観察することが可能であると言われている。
【００３１】
微小出血と静脈は、どちらもＴ２＊（見かけ上の横緩和時間）が短いため、Ｔ２＊強調画像ではどちらも同程度の低信号、同程度のコントラストとなり、両者の識別が困難である。これに対して、Ｔ２＊強調画像上の動脈は、微小出血や静脈ほど低信号にはならないため、動脈は、微小出血や静脈に対して識別可能である。このため、Ｔ２＊強調画像などの、微小出血と静脈が識別困難な画像に対して、両者を識別する技術が要望されている。
【００３２】
一方、図２（ｂ）は、後述するＨＯＰ−ＭＲＡ（Hybrid of Opposite-Contrast Magnetic Resonance Angiography）画像によって、動脈と静脈の双方が、静止部背景に対して高コントラストで良好に描出されることを例示している。しかしながら、ＨＯＰ−ＭＲＡ画像では、動脈と静脈とを識別することが困難であるため、両者を識別する技術が要望されている。
【００３３】
（第１の実施形態）
前述したように、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１は、微小出血と静脈とを識別することを可能とするものである。より具体的には、微小出血には流れが殆ど無く、逆に、静脈には流れが存在する、という点に着目して、磁気共鳴イメージング装置１は、流れのない微小出血と、流れのある微小出血以外の血液とを、ＭＲ信号の位相情報を用いて識別するものである。ここで、流れのある微小出血以外の血液の中には、静脈のみならず、動脈や新生血管なども含みうる。
【００３４】
図３は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１のうち、特にコンソール４００で実現される機能を示すブロック図である。また、図４は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の処理例を示すフローチャートである。
【００３５】
図３に示すように、コンソール４００の処理回路４０は、撮像条件設定機能４０１、第１画像生成機能４０２、第２画像生成機能４０３、識別機能４０４、第３画像取得機能４０５、及び、第３画像への識別情報付加機能４０６を実現する。これらの各機能は、例えば、処理回路４０が具備するプロセッサが、記憶回路４１に記憶される所定のプログラムを実行することによって実現される。
【００３６】
第１画像生成機能４０２は、磁化率の影響を受けた第１位相を有する第１画像を生成する。第２画像生成機能４０３は、磁化率、及び、流れの双方の影響を受けた第２位相を有する第２画像を生成する。識別機能４０４は、流れのない微小出血と、流れのある微小出血以外の血液とが描出された第３画像に対して、前記の第１位相及び第２位相を用いて、又は、前記の第１位相から算出される値及び第２位相から算出される値を用いて、流れのない微小出血と、微小出血以外の血液とを識別する。ここで、「磁化率の影響を受けた位相」とは、「被検体の磁化率の空間的な分布に依存して、或いは、磁化率の時間的な変動に依存して、異なる値を示す位相」のことである。また、「流れの影響を受けた位相」とは、被検体内の血液等の流体の流れの有無や流速の大きさ、或いは流れの方向に依存して、異なる値を示す位相」のことである。なお、ここでの各位相は、第１画像を構成する画素（複素数）の位相の他、第１画像を再構成する前の磁気共鳴信号の値（複素数）の位相を含むものである。
【００３７】
図４の各機能について、図４のフローチャートにしたがってさらに詳しく説明する。
【００３８】
図４のステップＳＴ１００は撮像条件設定機能４０１に対応するステップである。ステップＳＴ１００では、処理回路４０が、操作者からの撮像条件の設定を受け付けて入力し、入力した撮像条件をシーケンスコントローラ３４に設定する。設定する撮像条件には、以下に説明する第１画像、及び、第２画像を生成するためのマルチエコーパルスシーケンス、又は、２つのシングルエコーパルスシーケンスが含まれる。以下、これらのパルスシーケンスについて順に説明する。
【００３９】
図５は、本実施形態で使用するマルチエコーパルスシーケンスの一例を示す図である。このマルチエコーパルスシーケンスは、ＧＲＥ（Gradient echo）系のパルスシーケンスであり、１つの励起パルスによって生じた横磁化から複数のエコーを収集するパルスシーケンスである。図５に示す例では、図５の上段に示すように、１つの励起パルスの後に、第１画像を生成するための第１エコーを収集し、その後、第２画像を生成するための第２エコーを収集する。図５の下段には、スライスエンコード方向の傾斜磁場Ｇss、位相エンコード方向の傾斜磁場Ｇpe、及び、リードアウト方向の傾斜磁場Ｇroを示す。
【００４０】
第１画像は、第１エコー収集パートによって収集される第１エコーのデータから生成される。第１エコー収集パートは、図５において破線で囲んだリフェ―ジング傾斜磁場の印加部分と、それに続くリードアウト傾斜磁場Ｇroパルス及びリードアウト傾斜磁場Ｇroパルスによって読み出される第１エコーの部分とからなる。
【００４１】
一方、第２画像は、第２エコー収集パートによって収集される第２エコーのデータから生成される。第２エコー収集パートは、図５において、第１エコーの後の破線で囲んだディフェ―ジング傾斜磁場の印加部分と、それに続くリードアウト傾斜磁場Ｇroパルス及びリードアウト傾斜磁場Ｇroパルスによって読み出される第２エコーの部分とからなる。
【００４２】
まず、リフェ―ジング（rephasing）傾斜磁場について説明する。リフェ―ジング傾斜磁場は、流れによる位相変化（即ち、流れによる位相シフト及び位相分散）を抑制するために印加される傾斜磁場である。リフェ―ジング傾斜磁場は、流速補償傾斜磁場と呼ばれることもある。
【００４３】
動脈血や静脈血のように流れのある組織では、スライスエンコード用傾斜磁場Ｇss、或いは、位相エンコード用傾斜磁場Ｇpeが印加されたとき、静止組織に対して設定されたスライスエンコード量、或いは、位相エンコード量に対して、速度に応じた位相偏差（即ち、位相誤差）をもつ。スライスエンコード方向及び位相エンコード方向におけるリフェ―ジング傾斜磁場は、流れのある組織に対しても、静止組織と同じスライスエンコード量及び位相エンコード量を与えつつ、速度に応じた位相偏差をキャンセルするように印加される傾斜磁場である。
【００４４】
また、動脈血や静脈血のように流れのある組織に対してリードアウト傾斜磁場パルスが印加されたときも、流れのある組織は速度による位相偏差を受け、リードアウト傾斜磁場パルスの中心位置における位相はゼロとならず、エコーのピーク位置のシフトや、ピーク値の低下をもたらす。リードアウト方向におけるリフェ―ジング傾斜磁場は、速度に応じた位相偏差をキャンセルし、流れのある組織に対しても、静止組織と同様にリードアウト傾斜磁場パルスの中心位置においてエコーのピークを発生させ、ピーク値の低下を抑制するように印加される傾斜磁場である。
【００４５】
他方、ディフェ―ジング（dephasing）傾斜磁場は、リフェ―ジング傾斜磁場とは逆に、流れによる位相変化（即ち、流れによる位相シフト及び位相分散）を増強するために印加される傾斜磁場である。ディフェージング傾斜磁場の形状は、例えば、正側の面積と負側の面積が等しいバイポーラ型であり、ディフェージング傾斜磁場を印加しても、静止組織の位相は変化しない。これに対して、動脈血や静脈血のように流れのある組織にディフェージング傾斜磁場を印加すると、流速に応じた位相変化を生じる。
【００４６】
なお、ディフェージング傾斜磁場の印加によって、動脈血や静脈血からのＭＲ信号は位相分散によって低信号となる（即ち、Black Blood化される）。このため、第２エコー収集パートのように、ディフェージング傾斜磁場の印加を伴う撮像法は、ＦＳＢＢ（Flow-Sensitive Black Blood）法と呼ばれることもある。
【００４７】
図４に戻り、ステップＳＴ１０１では、ステップＳＴ１００で設定されたマルチエコーパルスシーケンス及びその他の撮像条件にしたがってスキャンを実施する。スキャンの実施は、撮像部が行う。
【００４８】
図５に示すマルチエコーパルスシーケンスでは、励起パルスの間隔、即ち、繰り返し周期ＴＲごとに、スライスエンコード量及び位相エンコード量の少なくとも一方を変えながら、第１エコー及び第２エコーが収集される。第１エコーは、励起パルスから第１エコー時間ＴＥ１経過後に収集され、第２エコーは、励起パルスから第２エコー時間ＴＥ２経過後に収集される。なお、上記は３次元画像を生成する場合であるが、２次元画像を生成する場合には、位相エンコード量のみを変えればよい。
【００４９】
第１画像を生成するために必要なスライスエンコード数及び位相エンコード数の第１エコー（即ち第１エコー群）と、第２画像を生成するために必要なスライスエンコード数及び位相エンコード数の第２エコー（即ち第２エコー群）とが収集されると、ステップＳＴ１０１におけるスキャンは終了する。
【００５０】
次に、ステップＳＴ１０２において、収集した第１エコー群のデータをもちいて第１画像を生成し、ステップＳＴ１０３において、収集した第２エコー群のデータを用いて第２画像を生成する。第１画像の生成は、図３に示す第１画像生成機能４０２が行い、第２画像の生成は、第２画像生成機能４０３が行う。ステップＳＴ１０２とステップＳＴ１０３の順序は逆でもよい。
【００５１】
第１画像は、第１エコー群のデータを逆フーリエ変換等の演算によって再構成した画像であり、各画素の値は複素数となっている。各画素位置をｒとし、画素位置ｒにおける画素値の実部をＲ（ｒ）、虚部をＩｍ（ｒ）とすると、第１画像の各画素の位相θ１（ｒ）は、次式となる。
【００５２】
θ１（ｒ）＝ｔａｎ−１（Ｉｍ（ｒ）／Ｒ（ｒ））          （式１）
【００５３】
第１画像生成機能４０２は、ステップＳＴ１０２にて第１画像を生成すると共に、（式１）から第１画像の画素毎に位相θ１（ｒ）（即ち、第１位相）を算出し、識別機能４０４に出力する。
【００５４】
静磁場やＲＦ磁場の不均一性、或いは渦磁場等の装置の不完全性に起因する位相θ０（ｒ）が完全に補正されたとすると、一般に、再構成された画像の各画素の位相は、流れのない組織では被検体組織の磁化率χに起因する位相θχ（ｒ）となり、血管等の流れのある組織では、磁化率χに起因する位相θχ（ｒ）と、流れ(flow)に起因する位相θｆ（ｒ）（即ち、フロー位相成分）の和になると考えることができる。
【００５５】
前述したように、第１エコー群のデータの収集には、リフェ―ジング傾斜磁場が用いられているため、流れ(flow)に起因するフロー位相成分θｆ（ｒ）は、ほぼゼロに抑制することができる。この結果、第１画像におけるθ１（ｒ）は、静脈や動脈等の流れのある画素に対しても、また、静止組織や微小出血等の流れのない画素に対しても、以下の式のように、磁化率χに起因する位相θχ１（ｒ）のみで表すことができる。
θ１（ｒ）＝θχ１（ｒ）                            （式２）
【００５６】
一方、第２画像も第１画像と同様に、第２エコー群のデータを逆フーリエ変換等の演算によって再構成した画像であり、各画素の値は複素数となっている。第１画像と同様に、画素位置ｒにおける画素値の実部Ｒ（ｒ）と虚部をＩｍ（ｒ）とから、第２画像の各画素の位相θ２（ｒ）を算出することができる。
【００５７】
第２画像生成機能４０３は、ステップＳＴ１０３にて第２画像を生成すると共に、（式１）と同様の演算により、第２画像の画素毎に位相θ２（ｒ）（即ち、第２位相）を算出し、識別機能４０４に出力する。
【００５８】
第２エコー群のデータの収集には、ディフェ―ジング傾斜磁場が用いられているため、静脈や動脈等の流れのある画素では、流れ(flow)に起因するフロー位相成分θｆ（ｒ）はゼロに抑制されることはなく、むしろ、非ゼロの大きな値を示すことになる。この結果、第２画像におけるθ２（ｒ）は、静脈や動脈等の流れのある画素に対しては、以下の（式３）のように、磁化率χに起因する位相θχ２（ｒ）と、流れに起因するフロー位相成分θｆ２（ｒ）の和として表すことができる。
【００５９】
θ２（ｒ）＝θχ２（ｒ）＋θｆ２（ｒ）            （式３）
したがって、第２画像における流れに起因するフロー位相成分θｆ２（ｒ）は、
θｆ２（ｒ）＝θ２（ｒ）−θχ２（ｒ）            （式４）
となる。つまり、第２画像における、磁化率χに起因する位相θχ２（ｒ）が判れば、第２画像から測定された位相θ２（ｒ）との差分により、第２画像における流れに起因する位相θｆ２（ｒ）の大きさを求めることができる。
【００６０】
ところで、磁化率χに起因する位相θχ（ｒ）は、磁化率χの空間的な変化量Δχ（ｒ）に起因する静磁場の空間的な変化量ΔＢχ（ｒ）、エコー時間ＴＥ、及び、定数γ（磁気回転比）によって、次の（式４）によって関係づけられる。
θχ（ｒ）＝−γ・ΔＢχ（ｒ）・ＴＥ              （式５）
【００６１】
第１画像と第２画像の同じ位置の画素の間では。磁化率χの空間的な変化量Δχ（ｒ）は同じであり、静磁場の空間的な変化量ΔＢχ（ｒ）も同じであると考えることができる。一方、第１画像に対応する第１エコーのエコー時間はＴＥ１、第２画像に対応する第２エコーのエコー時間はＴＥ２であるから、第１画像及び第２画像の磁化率に起因する位相θχ１（ｒ）及びθχ２（ｒ）は、それぞれ以下の式となる。
θχ１（ｒ）＝−γ・ΔＢχ（ｒ）・ＴＥ１            （式６）
θχ２（ｒ）＝−γ・ΔＢχ（ｒ）・ＴＥ２            （式７）
（式６）、（式７）及び（式２）より、次の（式８）が得られる。
θχ２（ｒ）＝θχ１（ｒ）・（（ＴＥ２）／（ＴＥ１））
＝θ１（ｒ）・（（ＴＥ２）／（ＴＥ１））  （式８）
【００６２】
（式８）は、既知である第１、第２のエコー時間ＴＥ１、ＴＥ２と、第１画像から求められる第１位相θ１（ｒ）によって、第２画像における、磁化率χに起因する位相θχ２（ｒ）を算出できる（推定できる）ことを意味している。
【００６３】
図４のステップＳＴ１０４では、撮像条件として設定された第１、第２のエコー時間ＴＥ１、ＴＥ２と、ステップＳＴ１０２で算出された第１位相θ１（ｒ）とを用いて、（式８）により、第２画像における、磁化率χに起因する位相θχ２（ｒ）を推定する。また、ステップＳＴ１０４では、（式４）に基づいて、推定された第２画像における磁化率χに起因する位相θχ２（ｒ）と、ステップＳＴ１０３で算出された第２位相θ２（ｒ）とを用いて、第２画像におけるフロー位相成分θｆ２（ｒ）を更に算出する。
【００６４】
次のステップＳＴ１０５では、算出したフロー位相成分θｆ２（ｒ）の値を用いて、流れのある画素と、流れのない画素とを識別する。例えば、流れのない微小出血と、静脈や動脈などの、流れのある微小出血以外の血液とを識別する。具体的には、フロー位相成分θｆ２（ｒ）の値が、例えば、ゼロ、又は、所定の閾値よりも小さい場合には、その画素は流れのない微小出血であると判断し、フロー位相成分θｆ２（ｒ）の値が所定の閾値以上の場合には、その画素は、流れのある微小出血以外の血液である、と判断する。
【００６５】
ステップＳＴ１０４とステップＳＴ１０５の処理は、図３における識別機能４０４が行う。
【００６６】
次のステップＳＴ１０６では、第３画像取得機能４０５が第３画像を、例えば記憶回路４１や、本装置の外部から取得する。ここで、第３画像とは、Ｔ２＊強調画像や、後述する定量化磁化率画像（ＱＳＭ）のように、静脈と微小出血とが画像のコントラストからは識別困難な画像のことである。第３画像は、上述した第１画像及び第２画像を含む、本装置（磁気共鳴イメージング装置１）で生成した画像であってもよいし、本装置以外の磁気共鳴イメージング装置で撮像したＭＲ画像でもよく、或いは、ＣＴ装置で生成したＣＴ画像であってもよい。
【００６７】
ステップＳＴ１０７では、必要に応じて取得した第３画像と第２画像との位置合わせを行った上で、第３画像に、ステップＳＴ１０５で識別された流れの有無に関する情報を付加する。つまり、静脈と微小出血の両者の区別がなされていない第３画像に対して、流れの有無の情報を付加することにより、流れのある画素は静脈であり、流れのない画素は微小出血であるとして、両者を識別することができる。ステップＳＴ１０７の処理は、第３画像への識別情報付加機能４０７が行う。
【００６８】
識別情報が付加された第３画像は、例えば、本磁気共鳴イメージング装置１のディスプレイ４２に表示される。
【００６９】
上述した第１の実施形態では、第１エコーと第２エコーの２つエコーを収集するマルチエコーパルスシーケンスを用いているが、第１の実施形態で使用するパルスシーケンスはこれに限らない。図６は、第１の実施形態で使用可能な、第１、第２の２つのシングルエコーパルスシーケンスを例示している。
【００７０】
図６（ａ）は、第１エコーを収集するための第１のシングルエコーパルスシーケンスであり、１つの励起パルスによって第１エコーが収集される。第１のシングルエコーパルスシーケンスは前述したマルチエコーパルスシーケンスにおける第１エコー収集パートに対応するものであり、励起パルスと第１エコー収集期間の間に、リフェージング傾斜磁場が設けられている。
【００７１】
図６（ｂ）は、第２エコーを収集するための第２のシングルエコーパルスシーケンスであり、１つの励起パルスによって第２エコーが収集される。第２のシングルエコーパルスシーケンスは前述したマルチエコーパルスシーケンスにおける第２エコー収集パートに対応するものであり、励起パルスと第２エコー収集期間の間に、ディフェージング傾斜磁場が設けられている。
【００７２】
図４のステップＳＴ１００では、図６に示す２つのシングルエコーパルスシーケンスが設定され、ステップＳＴ１０１にて、それぞれのシングルエコーパルスシーケンスに基づいたスキャンが実施される。そして、ステップＳＴ１０２において、第１のシングルエコーパルスシーケンスによって収集された第１エコー群から第１画像が生成され、ステップＳＴ１０３において、第２のシングルエコーパルスシーケンスによって収集された第２エコー群から第２画像が生成される。
【００７３】
ステップＳＴ１０５からステップＳＴ１０７までの処理は、前述したマルチエコーパルスシーケンスによる処理と同じであり、説明を省略する。
【００７４】
図７は、図４のステップＳＴ１００で設定されるマルチエコーパルスシーケンスの他の例を示す図である。図７に示すマルチエコーパルスシーケンスは、リフェージング傾斜磁場の印可を伴う第１エコー収集パートが複数（図7の例では３つ）設けられている。
【００７５】
３つの第１エコー収集パートによって、図４のステップＳＴ１０２では、３つのエコー時間ＴＥ（１）、ＴＥ（２）、ＴＥ（３）に対応する３つの第１画像が生成される。さらに、ステップＳＴ１０２では、３つの第１画像から３つの位相θ１（ｒ）（θ１（ｒ）＝θχ１（ｒ））をそれぞれ算出する。
【００７６】
第１画像の位相θχ１（ｒ）が複数（例えば３つ）得られることにより、カーブフィッティング法、或いは平均処理法により、第２画像の磁化率θχ２（ｒ）の推定精度を向上させることができる。その結果、第２画像のフロー位相成分θｆ２（ｒ）の推定精度が向上し、ステップＳＴ１０５における、流れのない微小出血と、流れのある、微小出血以外の血液との識別処理の信頼性を向上させることができる。
【００７７】
（第１の実施形態の変形例）
図８は、第１の実施形態の変形例に係る磁気共鳴イメージング装置１の処理例を示すフローチャートである。
【００７８】
ステップＳＴ１００で設定するマルチエコーパルスシーケンス、又は、２つのシングルエコーパルスシーケンスは、前述した第１の実施形態と同じである。また、ステップＳＴ１０１でのスキャンの実施に関しても、前述した第１の実施形態と同じである。
【００７９】
ステップＳＴ１０１でのスキャンにより、リフェ―ジング傾斜磁場の印可を伴って第１エコー群のデータが収集され、ディフェ―ジング傾斜磁場の印可を伴って第２エコー群のデータが収集される。
【００８０】
ステップＳＴ２０２では、第１エコー群のデータを用いて、第１磁化率画像を生成する。磁化率画像とは、画素毎に磁化率χを定量的に算出し、算出した磁化率χを画素値として配列したマップのことであり、ＱＳＭ（Quantitative Susceptibility Map）とも呼ばれる。磁化率画像は、第１エコー群のデータを再構成して生成される複素画像から、位相成分を算出して位相画像を生成し、さらにその位相画像に、例えば、特許文献２に記載の処理を施し、各画素の磁化率χを算出することによって生成される。
【００８１】
第１エコー群のデータを再構成して生成された複素画像は、リフェ―ジング傾斜磁場が用いられているため、流れに起因するフロー位相成分θｆ（ｒ）は、ほぼゼロに抑制されており、この画像（前述した第１画像に相当する）におけるθ１（ｒ）は、静脈や動脈等の流れのある画素に対しても、また、静止組織や微小出血等の流れのない画素に対しても、磁化率χに起因する位相θχ１（ｒ）のみで表すことができる。したがって、第１エコー群のデータから生成した第１磁化率画像における磁化率χの値は、流れによる位相変化の影響が抑制されており、流れのない微小出血や静止組織だけでなく、流れのある静脈や動脈等に対しても正しい値を示す。
【００８２】
ステップＳＴ２０３では、第２エコー群のデータを用いて、第２磁化率画像を生成する。第２エコー群のデータを用いて生成した複素画像（前述した第２画像に相当する）における位相θ２（ｒ）は、ディフェ―ジング傾斜磁場が用いられているため、静止組織や微小出血等の流れのない画素においては、磁化率χに起因する位相θχ２（ｒ）のみとなるものの、静脈や動脈等の流れのある画素においては、磁化率χに起因する位相θχ２（ｒ）と流れに起因するフロー位相成分θｆ２（ｒ）の和として表すことができる（（式３）参照）。
【００８３】
このため、第２エコー群のデータから生成した第２磁化率画像における磁化率χの値は、流れのない微小出血や静止組織では正しい値を示し、第２磁化率画像における磁化率χの値と、第１磁化率画像における磁化率χの値は一致する。一方、流れのある静脈や動脈等に対しては、第２磁化率画像における磁化率χの値と、第１磁化率画像における磁化率χの値は一致しないことになる。
【００８４】
そこで、ステップＳＴ２０４では、第１磁化率画像の磁化率（第１磁化率）と、第２磁化率画像の磁化率（第２磁化率）とを各画素で差分して、磁化率偏差を画素毎に求める。
【００８５】
さらに、ステップＳＴ２０５では、磁化率偏差によって、流れのない微小出血と、流れのある、微小出血以外の血液とを識別する。具体的には、磁化率偏差が所定の閾値よりも小さい画素を、流れのない微小出血であると判定し、磁化率偏差が閾値以上の画素を、流れのある微小出血以外の血液（例えば、静脈）であると判定する。
【００８６】
前述したように、Ｔ２＊強調画像においては、静脈と微小出血とが、同じ程度の低信号で描出され、両者を識別することが困難である。また、磁化率画像（ＱＳＭ）においても、静脈と微小出血とは同程度の磁化率を有するため、両者を識別することが困難であると言われている。これに対して、上述した第１の実施形態、及び、第１の実施形態の変形例によれば、流れのない微小出血と、流れのある、微小出血以外の血液（例えば、静脈）とを識別することが可能となる。
【００８７】
（第２の実施形態）
図９は、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１のうち、特にコンソール４００で実現される機能を示すブロック図である。また、図１０は、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の処理例を示すフローチャートである。
【００８８】
図９に示すように、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１は、第１の実施形態の識別機能４０４、第３画像取得機能４０５、及び、第３画像への識別情報付加機能４０６に換えて、第３画像（ＨＯＰ−ＭＲＡ）画像生成機能４０７、磁化率画像（ＱＳＭ）生成機能４０８、動脈／静脈識別機能４０９、第３画像への識別情報付加機能４１０を有している。これらの各機能は、例えば、処理回路４０が具備するプロセッサが、記憶回路４１に記憶される所定のプログラムを実行することによって実現される。
【００８９】
第３画像（ＨＯＰ−ＭＲＡ）画像生成機能４０７は、第１の実施形態と同様に生成された第１画像と第２画像とから、動脈及び静脈の双方が静止背景に対して高コントラストに描出される第３画像、例えば、後述するＨＯＰ−ＭＲＡ画像を生成する。
【００９０】
磁化率画像（ＱＳＭ）生成機能４０８は、第１画像から磁化率画像（ＱＳＭ）を生成する。動脈／静脈識別機能４０９は、生成された磁化率画像の各画素の磁化率の値を用いて、或いは、第１画像の第１位相の値を用いて、ＨＯＰ−ＭＲＡ画像等の第３画像に対して、動脈と静脈とを互いに識別する。
【００９１】
第３画像への識別情報付加機能４１０は、ＨＯＰ−ＭＲＡ画像等の第３画像に描出された動脈と静脈のそれぞれに両者を識別する情報、例えば色、濃度、文字等の識別情報を付加する。
【００９２】
図９の各機能について、図１０のフローチャートにしたがってさらに詳しく説明する。ステップＳＴ１００からステップＳＴ１０３までの処理は第１の実施形態（図４）と同じであるため、説明を省略する。
【００９３】
ステップＳＴ３０３では、第１画像及び第２画像から、第３画像としてのＨＯＰ−ＭＲＡ（Hybrid of Opposite-Contrast Magnetic Resonance Angiography）画像を生成する。図１１は、ＨＯＰ−ＭＲＡ画像の概念を説明する図である。
【００９４】
図１１（ａ）は、Ｚ方向に配置された太さの異なる血管Ａ、血管Ｂ、血管Ｃの、第１画像における信号強度ＳＷを模式的に示した図である。この第１画像は、図５乃至図７においてリフェージング傾斜磁場の印可を伴って収集された第１エコー群のデータから生成される画像である。第１エコー群のデータを収集する第１エコー収集パートは、ＴＯＦ（Time of Flight）法に相当するパルスシーケンスである。
【００９５】
ＴＯＦ法は、縦緩和時間（Ｔ１）よりも短いＴＲで繰り返し励起を行うと、励起領域内で飽和した静止スピンよりも、励起領域外から流入する血液の未飽和スピンの方が高信号になる、というインフロー効果を利用した撮像法であり、動脈等の高速血流が背景組織に対して高信号（WB: White Blood)に描出される。ただし、静脈系や、励起領域への流入位置から離れた末梢動脈等の低速の血流の描出には適さない。
【００９６】
図１１（ｂ）は、図１１（ａ）と同様にＺ方向に配置された太さの異なる血管Ａ、血管Ｂ、血管Ｃの、第１画像における信号強度ＳＢを模式的に示した図である。この第２画像は、図５乃至図７においてディフェージング傾斜磁場の印可を伴って収集された第２エコー群のデータから生成される画像である。第２エコー群のデータを収集する第２エコー収集パートは、ＦＳＢＢ（Flow-Sensitive Black Blood）法と呼ばれる撮像法に相当する。
【００９７】
ＦＳＢＢ法は、励起パルスと読み出し傾斜磁場パルスの間にディフェージング傾斜磁場を印加するＧＲＥ系のパルスシーケンスであり、前述したように、ディフェージング傾斜磁場によって血流信号の位相を分散させ、動脈及び静脈の双方の血管が背景組織よりも低信号(black blood）に描出される。
【００９８】
図１１（ｃ）は、図１１（ａ）、図１１（ｂ）と同様にＺ方向に配置された太さの異なる血管Ａ、血管Ｂ、血管Ｃの、第３画像における信号強度ＳＨを模式的に示した図である。第３画像（例えば、ＨＯＰ−ＭＲＡ画像）は、第１画像から第２画像を減算することによって、或いは、第１画像から第２画像を重み付き減算することによって生成される。例えば、重みをαとするとき、ＳＨ＝ＳＷ−αＳＢ、によって算出される。White Blood画像である第１画像から、Black Blood画像である第２画像を減算することにより、ＨＯＰ−ＭＲＡ画像では、動脈及び静脈の双方の血管の背景組織に対するコントラストが一層増強される。したがって、ＨＯＰ−ＭＲＡ画像では動脈及び静脈の双方が良好に描出される。ただし、ＨＯＰ−ＭＲＡ画像では、動脈と静脈とを区別することができない。
【００９９】
図１０に戻り、ステップＳＴ３０５では、第１画像から磁化率画像（ＱＳＭ）を生成する。前述したように、第１画像から生成した磁化率画像（第１磁化率画像）における磁化率χの値は、流れによる位相変化の影響が抑制されているため、流れのない微小出血や静止組織だけでなく、流れのある静脈や動脈等に対しても正しい値を示す。
【０１００】
一般に、血液中の赤血球には酸素を運ぶヘモグロビンが多量にあり、ヘモグロビンは酸素分子を結合している時には反磁性を示し、毛細管で酸素を放出した後（デオキシヘモグロビン）では常磁性を示す。このため、静脈血は常磁性を示し、その磁化率χは正の値を示す。一方、動脈血は、ゼロに近い反磁性を示し、その磁化率χはゼロに近い負の値を示す。
【０１０１】
なお、前述の微小出血は静脈に近い性質をもつと考えられ、常磁性を示し、その磁化率χは正の値を示す。この他、石灰化領域は反磁性を示し、その磁化率χは動脈血よりも大きな負の値を示すことが知られている。
【０１０２】
そこで、図１０のステップＳＴ３０６では、ステップＳＴ３０５で生成された磁化率画像の磁化率χを用いて、第３画像（例えば、ＨＯＰ−ＭＲＡ画像）に描出された動脈と静脈とを識別する。
【０１０３】
例えば、第３画像における識別対象の血管（動脈と静脈とが区別されていない血管の領域）に対応する磁化率画像の領域を参照する。そして、識別対象の血管の磁化率の符号が正であり、且つ、磁化率の絶対値の値が予め定めた閾値よりも大きい場合は、その識別対象の血管を静脈であると判定し、逆に、識別対象の血管の磁化率の符号が負であり、且つ、磁化率の絶対値の値が予め定めた閾値よりも小さい場合は、その識別対象の血管を動脈であると判定する。
【０１０４】
これに換えて、磁化率の符号のみで動脈と静脈を識別してもよいし、磁化率の絶対値のみで動脈と静脈を識別してもよい。前者の場合、磁化率の符号が正の場合は識別対象血管が静脈であると判定し、負の場合（又は正負の識別が困難な場合）は動脈であると判定する。後者の場合、磁化率の絶対値が予め定めた閾値よりも大きい場合は、その識別対象の血管を静脈であると判定し、閾値より小さい場合は動脈であると判定する。
【０１０５】
図１２（ａ）は、動脈と静脈の識別前の模式的なＨＯＰ−ＭＲＡ画像を示し、図１２（ｂ）は、動脈と静脈の識別後のＨＯＰ−ＭＲＡ画像を示す。図１２（ａ）、（ｂ）に示すように、第２の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１によれば、動脈と静脈の双方が良好に描出された第３画像（例えば、ＨＯＰ−ＭＲＡ画像）において、更に、動脈と静脈とを識別することが可能となる。
【０１０６】
（第２の実施形態の変形例）
上述した第２の実施形態では、第１画像から生成した磁化率画像の磁化率χの値や磁化率χの正負の符号を用いて、動脈と静脈を識別している。
【０１０７】
これに換えて、第２の実施形態の変形例では、磁化率を算出するのではなく、第１画像の位相を用いて動脈と静脈とを識別する。磁化率χの値の正負に対応して、第１画像の位相自体も正と負になると考えられる。そこで、例えば、識別対象血管の画素値の位相が正の場合は静脈と判定し、負の場合は動脈であると判定することができる。
【０１０８】
一方、装置によっては、第１画像の位相の正負が逆の場合もあり得る。また、前述したように、動脈の磁化率χは負の値ではあるものの、磁化率χの絶対値はゼロに近い小さな値である。このため、第１画像の動脈の位相は誤差が大きくなる傾向にある。これに対して、静脈の磁化率χの絶対値は、動脈に対して大きな値となり、第１画像の静脈の位相の誤差は少なく、実測値のバラつきも少ない。
【０１０９】
そこで、第１画像内において、解剖学的に明らかに静脈であるという位置の位相を事前に基準位相として求めておく。そして、動静脈の区別が困難な血管の位相と基準位相とを比較し、基準位相に近い位相を有する血管を静脈と判定し、そうではない血管を動脈であると判定するようにしてもよい。
【０１１０】
なお、各実施形態の説明における第１画像生成機能４０２及び第２画像生成機能４０３は、夫々、特許請求の範囲に記載の第１生成部及び第２生成部の一例である。また、各実施形態の説明における識別機能４０４、動脈／静脈識別機能４０９は、特許請求の範囲の記載における識別処理部の一例である。
【０１１１】
以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、血管或いは血液が描出された画像において、動脈と静脈との分離する、或いは、流れのない微小出血と微小出血以外の血液とを分離する等、血液や血流の状態を分離し、識別することができる。
【０１１２】
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。これら新規な実施形態は、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ともに特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。
【符号の説明】
【０１１３】
１  磁気共鳴イメージング装置
４０  処理回路
４１  記憶回路
４２  ディスプレイ
４３  入力デバイス
４００  コンソール
４０２  第１画像生成機能
４０３  第２画像生成機能
４０４  識別機能
４０７  第３画像生成機能
４０８  磁化率画像生成機能
４０９  動脈／静脈識別機能
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【手続補正書】
【提出日】令和1年7月4日(2019.7.4)
【手続補正１】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】全図
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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