(57)【要約】      （修正有）【課題】背景組織の輪郭が十分に低減された画像データを得る。【解決手段】造影剤なしのスキャンＳＣｎｏｎによって、撮影部位のｋ空間のデータＳ１（ｋｘ，ｋｙ）を収集し、造影剤ありのスキャンＳＣｃａによって、動脈のコントラストが強調されたｋ空間のデータＳ２（ｋｘ，ｋｙ）を収集する。そして、ｋ空間のデータの絶対値の差｜Ｓ２｜−｜Ｓ１｜と、ｋ空間のデータＳ２の位相Ｓ２／｜Ｓ２｜とを用いて、動脈の画像データを算出する。ｋ空間のデータの絶対値の差｜Ｓ２｜−｜Ｓ１｜と、ｋ空間のデータＳ２の位相Ｓ２／｜Ｓ２｜とを用いることによって、背景組織の輪郭がほとんど残らないようにすることができる。【選択図】図７
2011245049.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
所定の組織と背景組織とを含む撮影部位をスキャンし、前記所定の組織の画像データを得る磁気共鳴イメージング装置であって、
前記撮影部位をスキャンする第１のスキャンと、前記第１のスキャンよりも前記所定の組織が強調されるように前記撮影部位をスキャンする第２のスキャンとを実行するスキャン手段と、
前記第１のスキャンにより得られた前記撮影部位のｋ空間のデータの絶対値と、第２のスキャンにより得られた前記撮影部位のｋ空間のデータの絶対値との差を求め、前記差と、前記第２のスキャンにより得られたｋ空間のデータの位相情報とに基づいて、前記所定の組織の画像データを算出する画像データ算出手段と、
を有する磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記第１のスキャンは造影剤なしのスキャンであり、前記第２のスキャンは造影剤ありのスキャンである、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１のスキャンおよび第２のスキャンは、造影剤なしのスキャンである、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記画像データ算出手段は、以下の式に基づいて、前記所定の組織の画像データを算出する、請求項１〜３のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【数９】
2011245049.tif 000011
【請求項５】
所定の組織と背景組織とを含む撮影部位をスキャンすることにより得られた磁気共鳴信号に基づいて、前記所定の組織をイメージングするイメージング方法であって、
前記撮影部位をスキャンする第１のスキャンにより得られた前記撮影部位のｋ空間のデータの絶対値と、前記第１のスキャンよりも前記所定の組織が強調されるように前記撮影部位をスキャンする第２のスキャンにより得られた前記撮影部位のｋ空間のデータの絶対値との差を求め、前記差と、前記第２のスキャンにより得られたｋ空間のデータの位相情報とに基づいて、前記所定の組織の画像データを算出する画像データ算出ステップ、を有するイメージング方法。
【請求項６】
所定の組織と背景組織とを含む撮影部位をスキャンし、前記所定の組織の画像データを得る磁気共鳴イメージング装置のプログラムであって、
前記撮影部位をスキャンする第１のスキャンにより得られた前記撮影部位のｋ空間のデータの絶対値と、前記第１のスキャンよりも前記所定の組織が強調されるように前記撮影部位をスキャンする第２のスキャンにより得られた前記撮影部位のｋ空間のデータの絶対値との差を求め、前記差と、前記第２のスキャンにより得られたｋ空間のデータの位相情報とに基づいて、前記所定の組織の画像データを算出する画像データ算出処理、
を計算機に実行させるためのプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、所定の組織と背景組織とを含む撮影部位をスキャンし、所定の組織の画像データを得る磁気共鳴イメージング装置、イメージング方法、およびプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＡ（Magnetic Resonance Angiography）の方法と一つとして、造影剤なしのスキャンと、造影剤ありのスキャンとを実行し、造影剤なしのスキャンにより得られた画像と、造影剤ありのスキャンにより得られた画像との差分を求めることによって、血管を撮像する方法が知られている（例えば、特許文献１参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開2006-122301号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
特許文献１の方法では、造影剤なしのスキャンにより得られた画像と、造影剤ありのスキャンにより得られた画像との間に位置ずれが生じると、動脈と一緒に、臓器や静脈などの背景組織の輪郭も描出されることがある。したがって、このような背景組織の輪郭は、できるだけ描出されないようにすることが望まれている。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
第１の観点の発明は、所定の組織と背景組織とを含む撮影部位をスキャンし、前記所定の組織の画像データを得る磁気共鳴イメージング装置であって、
前記撮影部位をスキャンする第１のスキャンと、前記第１のスキャンよりも前記所定の組織が強調されるように前記撮影部位をスキャンする第２のスキャンとを実行するスキャン手段と、
前記第１のスキャンにより得られた前記撮影部位のｋ空間のデータの絶対値と、第２のスキャンにより得られた前記撮影部位のｋ空間のデータの絶対値との差を求め、前記差と、前記第２のスキャンにより得られたｋ空間のデータの位相情報とに基づいて、前記所定の組織の画像データを算出する画像データ算出手段と、
を有する磁気共鳴イメージング装置である。
第２の観点の発明は、所定の組織と背景組織とを含む撮影部位をスキャンすることにより得られた磁気共鳴信号に基づいて、前記所定の組織をイメージングするイメージング方法であって、
前記撮影部位をスキャンする第１のスキャンにより得られた前記撮影部位のｋ空間のデータの絶対値と、前記第１のスキャンよりも前記所定の組織が強調されるように前記撮影部位をスキャンする第２のスキャンにより得られた前記撮影部位のｋ空間のデータの絶対値との差を求め、前記差と、前記第２のスキャンにより得られたｋ空間のデータの位相情報とに基づいて、前記所定の組織の画像データを算出する画像データ算出ステップ、を有するイメージング方法である。
第３の観点の発明は、所定の組織と背景組織とを含む撮影部位をスキャンし、前記所定の組織の画像データを得る磁気共鳴イメージング装置のプログラムであって、
前記撮影部位をスキャンする第１のスキャンにより得られた前記撮影部位のｋ空間のデータの絶対値と、前記第１のスキャンよりも前記所定の組織が強調されるように前記撮影部位をスキャンする第２のスキャンにより得られた前記撮影部位のｋ空間のデータの絶対値との差を求め、前記差と、前記第２のスキャンにより得られたｋ空間のデータの位相情報とに基づいて、前記所定の組織の画像データを算出する画像データ算出処理、を計算機に実行させるためのプログラムである。
【発明の効果】
【０００６】
ｋ空間のデータの絶対値の差と、ｋ空間のデータの位相情報とを用いて画像データを算出することによって、第１のスキャンにおける撮影部位と、第２のスキャンにおける撮影部位との間に位置ずれが生じても、背景組織の輪郭が十分に低減された画像データを得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【０００７】
【図１】本発明の一実施形態の磁気共鳴イメージング装置の概略図である。
【図２】本実施形態において実行されるスキャンの説明図である。
【図３】ＭＲＩ装置１００の処理フローを示す図である。
【図４】シミュレーション条件の説明図である。
【図５】シミュレーション結果の説明図である。
【図６】ファントム実験の条件の説明図である。
【図７】実験結果の説明図である。
【発明を実施するための形態】
【０００８】
以下、図面を参照しながら、発明を実施するための形態を詳細に説明するが、本発明は、以下の形態に限定されることはない。
【０００９】
図１は、本発明の一実施形態の磁気共鳴イメージング装置の概略図である。
磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置と呼ぶ。ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）１００は、磁場発生装置２と、テーブル３と、クレードル４と、造影剤注入装置５と、受信コイル６などを有している。
【００１０】
磁場発生装置２は、被検体１４が収容されるボア２１と、超伝導コイル２２と、勾配コイル２３と、送信コイル２４とを有している。超伝導コイル２２は静磁場Ｂ0を印加し、勾配コイル２３は勾配磁場を印加し、送信コイル２４はＲＦパルスを送信する。尚、超伝導コイル２２の代わりに、永久磁石を用いてもよい。
【００１１】
クレードル４は、テーブル３からボア２１に移動できるように構成されている。クレードル４によって、被検体１４はボア２１に搬送される。
【００１２】
造影剤注入装置５は、被検体１４に造影剤を注入する。
受信コイル６は、被検体１４の腹部に取り付けられており、磁気共鳴信号を受信する。
【００１３】
ＭＲＩ装置１００は、更に、シーケンサ７、送信器８、勾配磁場電源９、受信器１０、中央処理装置１１、入力装置１２、および表示装置１３を有している。
【００１４】
シーケンサ７は、中央処理装置１１の制御を受けて、パルスシーケンスを実行するための情報を送信器８および勾配磁場電源９に送る。具体的には、シーケンサ７は、中央処理装置１１の制御を受けて、ＲＦパルスの情報（中心周波数、バンド幅など）を送信器８に送り、勾配磁場の情報（勾配磁場の強度など）を勾配磁場電源９に送る。
【００１５】
送信器８は、シーケンサ７から送られた情報に基づいて、ＲＦコイル２４を駆動する駆動信号を出力する。
【００１６】
勾配磁場電源９は、シーケンサ７から送られた情報に基づいて、勾配コイル２３を駆動する駆動信号を出力する。
【００１７】
受信器１０は、受信コイル６で受信された磁気共鳴信号を信号処理し、中央処理装置１１に伝送する。
【００１８】
中央処理装置１１は、シーケンサ７および表示装置１３に必要な情報を伝送したり、受信器１０から受け取った信号に基づいて画像を再構成するなど、ＭＲＩ装置１００の各種の動作を実現するように、ＭＲＩ装置１００の各部の動作を制御する。中央処理装置１１は、例えばコンピュータ（computer）によって構成される。また、中央処理装置１１は、画像データ算出手段１１１を有している。画像データ算出手段１１１は、後述する式（７）に従って、画像データを算出する。中央処理装置１１は、画像データ算出手段１１１の一例であり、所定のプログラムを実行することにより、この手段として機能する。
【００１９】
入力装置１２は、オペレータ１５の操作に応じて、種々の命令を中央処理装置１１に入力する。表示装置１３は種々の情報を表示する。
【００２０】
ＭＲＩ装置１００は、上記のように構成されている。本実施形態では、ＭＲＩ装置１００を用いて、動脈の画像を得るためのスキャンを行う。次に、本実施形態において、動脈の画像を得るために実行されるスキャンについて説明する。
【００２１】
図２は、本実施形態において実行されるスキャンの説明図である。
本実施形態では、２回のスキャンが行われる。１回目のスキャンは、造影剤なしのスキャンＳＣｎｏｎであり、２回目のスキャンは造影剤ありのスキャンＳＣｃａである。造影剤ありのスキャンＳＣｃａでは、造影剤なしのスキャンＳＣｎｏｎよりも、動脈のコントラストが強調される。したがって、造影剤なしのスキャンＳＣｎｏｎにより得られたデータと、造影剤ありのスキャンＳＣｃａにより得られたデータとの差分を求めることにより、動脈が描出され背景組織が抑制された画像を得ることが可能となる。
【００２２】
尚、従来の方法では、１回目のスキャン（造影剤なしのスキャンＳＣｎｏｎ）が終了してから２回目のスキャン（造影剤ありのスキャンＳＣｃａ）が開始するまでの間に、撮影部位が変位した場合、背景組織の輪郭が除去されずに残ってしまうという問題があった。しかし、本実施形態の方法では、１回目のスキャンが終了してから２回目のスキャンが開始するまでの間に撮影部位が変位しても、背景組織の輪郭がほとんど残らないようにすることができるという効果がある。以下に、この効果が得られる理由について説明する。
【００２３】
先ず、被検体の撮影部位が基準位置に位置しているとする。このときのｋ空間のデータＳ１（ｋｘ，ｋｙ）は、以下の式（１）で表すことができる。
【数１】
2011245049.tif 000003
ρ（ｘ，ｙ）：座標（ｘ，ｙ）における画像データ
【００２４】
また、被検体の撮影部位が基準位置から、ｘ方向にΔｘだけ変位し、ｙ方向にΔｙだけ変位したとする。撮影部位がΔｘおよびΔｙだけ変位したときのｋ空間のデータＳ２（ｋｘ，ｋｙ）は、以下の式（２）で表すことができる。
【数２】
2011245049.tif 000004
【００２５】
式（１）と式（２）とを比較すると、実空間での位置の変位は、ｋ空間では位相の変化に相当することがわかる。したがって、ｋ空間のデータＳ１（ｋｘ，ｋｙ）およびＳ２（ｋｘ，ｋｙ）のそれぞれについて絶対値をとり、両者の差分をとれば、信号はゼロになる。つまり、以下の関係が成り立つ。
｜Ｓ２（ｋｘ，ｋｙ）｜−｜Ｓ１（ｋｘ，ｋｙ）｜＝０  ・・・（３）
【００２６】
本実施形態では、撮影部位がΔｘおよびΔｙだけ変位しても、ｋ空間の絶対値の差分をとれば信号がゼロになるという点に着目して、背景組織を除去している。ただし、本実施形態では、背景組織を除去する一方で、動脈を描出しなければならない。そこで、背景組織の除去と、動脈の描出とを実現するために、ｋ空間のデータＳ１（ｋｘ，ｋｙ）は、造影剤なしのスキャンＳＣｎｏｎによって収集し、一方、ｋ空間のデータＳ２（ｋｘ，ｋｙ）は、造影剤なしのスキャンＳＣｎｏｎよりも動脈のコントラストが強調されるように、造影剤ありのスキャンＳＣｃａによって収集することを考える。この場合、造影剤なしのスキャンＳＣｎｏｎにより得られたｋ空間のデータＳ１（ｋｘ，ｋｙ）は、動脈の信号は十分に小さいと考えられるので、以下の式（４）で表すことができる。
【数３】
2011245049.tif 000005
ρ１（ｘ，ｙ）：背景組織の信号
【００２７】
また、造影剤ありのスキャンＳＣｃａにより得られたｋ空間のデータＳ２（ｋｘ，ｋｙ）は、以下の式（５）で表すことができる。
【数４】
2011245049.tif 000006
ρ０（ｘ，ｙ）：動脈の信号
ρ１（ｘ，ｙ）：背景組織の信号
【００２８】
ここで、背景組織が描出されず、動脈のみが描出されるときのｋ空間のデータをＳ０（ｋｘ，ｋｙ）とすると、Ｓ０（ｋｘ，ｋｙ）は、以下の式（６）で表すことができる。
【数５】
2011245049.tif 000007
【００２９】
次に、Ｓ２（ｋｘ，ｋｙ）の絶対値とＳ１（ｋｘ，ｋｙ）の絶対値との差分ΔＳを求め、差分ΔＳと、Ｓ２（ｋｘ，ｋｙ）の位相Ｐとを乗算し、乗算により得られたΔＳ・Ｐを逆フーリエ変換することにより得られる画像データを考える。このときの画像データをρ′（ｘ，ｙ）とすると、ρ′（ｘ，ｙ）は、以下の式（７）で表すことができる。
【数６】
2011245049.tif 000008
【００３０】
尚、式（７）では、説明の便宜上、Ｓ１（ｋｘ，ｋｙ）は単に「Ｓ１」で表し、Ｓ２（ｋｘ，ｋｙ）は単に「Ｓ２」で表している。
【００３１】
式（７）において、｜Ｓ２｜−｜Ｓ１｜は、Ｓ２（ｋｘ，ｋｙ）の絶対値とＳ１（ｋｘ，ｋｙ）の絶対値との差分ΔＳを表しており、Ｓ２／｜Ｓ２｜は、Ｓ２（ｋｘ，ｋｙ）の位相Ｐを表している。式（７）は、更に、以下のように変形することができる。
【数７】
2011245049.tif 000009
【００３２】
ここで、Ｓ０／Ｓ２＜＜１とし、Ｓ０／Ｓ２の一次までを考慮すると、式（８）は、以下のように変形することができる。
【数８】
2011245049.tif 000010
【００３３】
式（９）を参照すると、第一項の動脈の信号ρ０（ｘ，ｙ）の他に、第二項が、動脈の信号ρ０（ｘ，ｙ）とは別の余分な信号として残る。しかし、第二項は、例えば、ＭＩＰを実行することにより、除去できると考えられる。したがって、式（７）に示すように、Ｓ２（ｋｘ，ｋｙ）の絶対値とＳ１（ｋｘ，ｋｙ）の絶対値との差分ΔＳを求め、差分ΔＳと、Ｓ２（ｋｘ，ｋｙ）の位相Ｐとを乗算し、逆フーリエ変換することにより、動脈が強調して描出され、背景組織が十分に低減された画像データが得られることが分かる。
【００３４】
次に、造影剤なしのスキャンＳＣｎｏｎと、造影剤ありのスキャンＳＣｃａとを順に実行し（図２参照）、被検体の動脈の画像を撮影するときのＭＲＩ装置１００の処理フローについて説明する。
【００３５】
図３は、ＭＲＩ装置１００の処理フローを示す図である。
ステップＳＴ１では、造影剤なしのスキャンＳＣｎｏｎを実行する（図２参照）。造影剤なしのスキャンＳＣｎｏｎによって、撮影部位のｋ空間のデータＳ１（ｋｘ，ｋｙ）を収集することができる。尚、スキャンＳＣｎｏｎ中に撮影部位が呼吸や心拍により変位する場合は、呼吸同期法や心電同期法を併用して撮影部位をスキャンすればよい。撮影部位のｋ空間のデータＳ１（ｋｘ，ｋｙ）を収集した後、ステップＳＴ２に進む。
【００３６】
ステップＳＴ２では、造影剤ありのスキャンＳＣｃａを実行する（図２参照）。造影剤ありのスキャンＳＣｃａによって、撮影部位のｋ空間のデータＳ２（ｋｘ，ｋｙ）を収集することができる。尚、スキャンＳＣｃａ中に撮影部位が呼吸や心拍により変位する場合は、呼吸同期法や心電同期法を併用して撮影部位をスキャンすればよい。造影剤ありのスキャンＳＣｃａでは、造影剤なしのスキャンＳＣｎｏｎよりも、動脈のコントラストが強調される。撮影部位のｋ空間のデータＳ２（ｋｘ，ｋｙ）を収集した後、ステップＳＴ３に進む。
【００３７】
ステップＳＴ３では、画像データ算出手段１１（図１参照）が、式（７）を用いて画像データを算出し、フローを終了する。式（７）を用いて画像データを算出することによって、背景組織が十分に低減された動脈の画像データを得ることができる。
【００３８】
尚、背景組織が十分に低減された動脈の画像データが得られることを検証するため、シミュレーションを行った。以下に、シミュレーション結果について、図４および図５を参照しながら説明する。
【００３９】
図４は、シミュレーション条件の説明図である。
図４（ａ）は、背景組織Ｂを概略的に示す図、図４（ｂ）は、動脈Ｖと背景組織Ｂとを概略的に示す図である。背景組織Ｂは円で模擬されており、動脈Ｖは縦棒で模擬されている。尚、図４（ｂ）の背景組織Ｂは、図４（ａ）の背景組織Ｂに対して、ｘ方向にΔｘだけ位置がずれており、ｙ方向にΔｙだけ位置がずれているとする。
【００４０】
図４（ａ１）〜（ａ４）は、それぞれ、図４（ａ）の背景組織Ｂの絶対値画像、位相画像、ＭＲ信号の実数部分の画像、およびＭＲ信号の虚数部分の画像を示している。また、図４（ｂ１）〜（ｂ４）は、それぞれ、図４（ｂ）の動脈Ｖおよび背景組織Ｂの絶対値画像、位相画像、ＭＲ信号の実数部分の画像、およびＭＲ信号の虚数部分の画像を示している。
【００４１】
図５は、図４（ａ）の背景組織Ｂと、図４（ｂ）の動脈Ｖおよび背景組織Ｂとの差分により得られる画像のシミュレーション結果の説明図である。
【００４２】
図５（ａ）は、図４（ｂ）の動脈Ｖおよび背景組織Ｂのｋ空間のデータＳ２と、図４（ａ）の背景組織Ｂのｋ空間のデータＳ１との差分Ｓ２−Ｓ１を求め、ｋ空間のデータの差分Ｓ２−Ｓ１を逆フーリエ変換することにより得られた差分画像である。
図５（ｂ）は、図４（ａ１）に示す背景組織Ｂの絶対値画像と、図４（ｂ１）に示す動脈Ｖおよび背景組織Ｂの絶対値画像との差分により得られた差分画像である。
図５（ｃ）は、本実施形態の式（７）を用いて得られた差分画像である。
【００４３】
図５（ａ）および（ｂ）の画像には、背景組織Ｂを模擬した円の輪郭が残っているが、本実施形態の式（７）を用いて得られた図５（ｃ）の画像は、背景組織Ｂの信号がほぼ完全に除去できていることが分かる。したがって、本実施形態によれば、背景組織が十分に低減された動脈の画像データが得られることがわかる。
【００４４】
更に、式（７）の第二項が画質に与える影響を検証するため、ファントム実験を行った。以下に、ファントム実験の結果について、図６および図７を参照しながら説明する。
【００４５】
図６は、ファントム実験の条件の説明図である。
図６（ａ）は、背景組織Ｂを模擬したファントムを示す図、図６（ｂ）は、動脈Ｖと背景組織Ｂとを模擬したファントムを示す図である。背景組織Ｂは、中央部に溝を有する円形で表されており、動脈Ｖは、横棒で表されている。尚、図６（ｂ）の背景組織Ｂは、図６（ａ）の背景組織Ｂに対して、ｘ方向にΔｘだけ位置がずれており、ｙ方向にΔｙだけ位置がずれているとする。
図６（ａ１）〜（ａ４）は、それぞれ、図６（ａ）のファントムの絶対値画像、位相画像、ｋ空間の絶対値、およびｋ空間の位相を示している。また、図６（ｂ１）〜（ｂ４）は、それぞれ、図６（ｂ）のファントムの絶対値画像、位相画像、ｋ空間の絶対値、およびｋ空間の位相を示している。
【００４６】
図７は、図６（ａ）の背景組織Ｂを模擬したファントムと、図６（ｂ）の動脈Ｖおよび背景組織Ｂを模擬したファントムとの差分により得られる画像の実験結果を示す図である。
図７（ａ）は、図６（ｂ）の動脈Ｖおよび背景組織Ｂを模擬したファントムのｋ空間のデータＳ２と、図６（ａ）の背景組織Ｂを模擬したファントムのｋ空間のデータＳ１との差分Ｓ２−Ｓ１を求め、ｋ空間のデータの差分Ｓ２−Ｓ１を逆フーリエ変換することにより得られた差分画像である。
図７（ｂ）は、図６（ａ１）の背景組織Ｂを模擬したファントムの絶対値画像と、図６（ｂ１）の動脈Ｖおよび背景組織Ｂを模擬したファントムの絶対値画像との差分により得られた差分画像である。
図７（ｃ）は、本実施形態の式（７）を用いて得られた差分画像である。
【００４７】
図７（ａ）の画像は、背景組織Ｂの信号が除去されずに残っており、図７（ｂ）の画像は、背景組織Ｂの輪郭が残っている。一方、本実施形態の方法により得られた図７（ｃ）の画像は、背景組織Ｂは十分に低減されており、動脈Ｖを模擬した横棒が強調して描出されていることが分かる。尚、図７（ｃ）の画像には、式（７）の第二項の影響によるゴーストが現れているが、図７（ｃ）に現れている程度のゴーストは、差分処理後にＭＩＰ処理をすれば、十分に除去できると考えられる。
【００４８】
尚、本実施形態では、２回のスキャンにおいて造影剤を使用しているが、２回目のスキャンが、１回目のスキャンよりも動脈を強調することができるのであれば、造影剤は必ずしも必要ではなく、非造影ＭＲＡで撮影してもよい。また、本実施形態では、２回目のスキャンにおいて動脈を強調しているが、１回目のスキャンで動脈を強調してもよい。
【００４９】
本実施形態では、式（７）を用いて動脈の画像データを算出している。しかし、ｋ空間のデータの絶対値の差｜Ｓ２｜−｜Ｓ１｜と、ｋ空間のデータの位相Ｓ２／｜Ｓ２｜とを用いることによって動脈の画像データを算出することができるのであれば、式（７）とは別の式を用いてもよい。
【００５０】
本実施形態では、動脈の画像データを求めている。しかし、本発明は、静脈など、動脈以外の別の組織の画像データを求める場合にも適用できる。
【符号の説明】
【００５１】
１００  ＭＲＩ装置
２  磁場発生装置
３  テーブル
４  クレードル
５  造影剤注入装置
６  受信コイル
７  シーケンサ
８  送信器
９  勾配磁場電源
１０  受信器
１１  中央処理装置
１２  入力装置
１３  表示装置
１４  被検体
２１  ボア
２２  超伝導コイル
２３  勾配コイル
２４  送信コイル
１１１  画像データ作成手段
【図１】
2011245049.tif 000012
【図２】
2011245049.tif 000013
【図３】
2011245049.tif 000014
【図４】
2011245049.tif 000015
【図５】
2011245049.tif 000016
【図６】
2011245049.tif 000017
【図７】
2011245049.tif 000018