(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体内を流れる流体の標識化を行うためのＲＦ波を前記被検体に少なくとも１回印加し、当該ＲＦ波が印加されてから所定の待ち時間が経過した後に前記流体が流れる撮像領域の磁気共鳴データを収集する撮像モードを前記待ち時間を変えながら複数回実行するデータ収集部と、
前記データ収集部により収集された磁気共鳴データから複数の異なる待ち時間それぞれに対応する複数の画像を再構成する画像再構成部と、
前記画像再構成部により再構成された前記複数の画像を合成する画像合成部と
を備え、
前記画像合成部は、標識化された血液が対象組織に到達するのにかかる時間より長い待ち時間に対応する画像の信号値を加算することで、前記複数の画像を合成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
被検体内を流れる流体の標識化を行うためのＲＦ波を前記被検体に少なくとも１回印加し、当該ＲＦ波が印加されてから所定の待ち時間が経過した後に前記流体が流れる撮像領域の磁気共鳴データを収集する撮像モードを前記待ち時間を変えながら複数回実行するデータ収集部と、
前記データ収集部により収集された磁気共鳴データから複数の異なる待ち時間それぞれに対応する複数の画像を再構成する画像再構成部と、
前記画像再構成部により再構成された前記複数の画像を合成する画像合成部と
を備え、
前記データ収集部は、前記流体の標識化を行うためのＲＦ波を前記被検体に１回印加し、当該ＲＦ波が印加されてから所定の待ち時間が経過した後に前記流体が流れる撮像領域の磁気共鳴データを所定の時間間隔で複数回収集する撮像モードを前記待ち時間を変えながら複数回実行し、収集された複数の磁気共鳴データを前記ＲＦ波が印加されてから磁気共鳴データの収集が行われるまでの経過時間が同じものごとに加算することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記データ収集部は、前記流体の標識化を行うためのＲＦ波を前記被検体に１回印加した後に、複数の待ち時間それぞれが経過するごとに前記磁気共鳴データを収集することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記データ収集部は、前記所定の時間間隔で行われる前記磁気共鳴データの収集回数と、前記待ち時間を変えながら実行される前記撮像モードの実行回数とを同じ回数にすることを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記画像合成部は、標識化された血液が対象組織に到達するのにかかる時間より短い待ち時間に対応する画像の信号値を減算することで、前記複数の画像を合成することを特徴とする請求項１〜４のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記画像合成部は、前記複数の画像それぞれにＴ１緩和の補正を行った後に各画像の加減算を行うことで、前記複数の画像を合成することを特徴とする請求項１〜５のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記データ収集部は、撮像領域の上流に設定された領域にＲＦ波を印加し、当該ＲＦ波が印加されてから所定の待ち時間が経過した後に前記流体が流れる撮像領域の磁気共鳴データを収集するタグモードと、撮像領域の下流に設定された領域にＲＦ波を印加し、当該ＲＦ波が印加されてから所定の待ち時間が経過した後に前記流体が流れる撮像領域の磁気共鳴データを収集するコントロールモードとをそれぞれ前記待ち時間を変えながら複数回繰り返し実行し、
前記画像再構成部は、前記複数の異なる待ち時間それぞれについて、前記タグモードで収集された磁気共鳴データからタグ画像を再構成し、前記コントロールモードで収集された磁気共鳴データからコントロール画像を再構成し、
前記画像合成部は、前記複数の異なる待ち時間それぞれについて、前記タグ画像と前記コントロール画像との差分画像を合成する
ことを特徴とする請求項１〜６のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記タグモードでは、標識化された血液が毛細血管相の対象組織に移行した状態になるまでＲＦ波が継続して印加され、前記コントロールモードでは、標識化された血液が血管内のみに存在する状態になるようにＲＦ波が印加される、請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
前記データ収集部は、対象血管の流速、径又は流量に基づいて、タグ効率が最大になるように、標識化される範囲の空間的な厚さ、ＲＦ波の間隔及びＲＦ波の数を設定することを特徴とする請求項１〜８のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
前記画像合成部は、前記複数の画像に基づいて、画素ごとに前記待ち時間に対して信号強度をプロットした信号強度曲線を生成し、当該信号強度曲線の最大傾斜を血流量として算出し、当該信号曲線の面積を血液量として算出することを特徴とする請求項１〜９のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
前記画像合成部は、前記信号強度曲線の最大値又は面積により所定の閾値処理を行うことで、血管信号を除去することを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１２】
被検体内を流れる流体の標識化を行うためのＲＦ波を前記被検体に少なくとも１回印加し、当該ＲＦ波が印加されてから所定の待ち時間が経過した後に前記流体が流れる撮像領域の磁気共鳴データを収集する撮像モードを前記待ち時間を変えながら複数回実行することで収集された磁気共鳴データから再構成された複数の異なる待ち時間それぞれに対応する複数の画像を取得する画像取得部と、
前記画像取得部により取得された画像を合成する画像合成部と
を備え、
前記画像合成部は、標識化された血液が対象組織に到達するのにかかる時間より長い待ち時間に対応する画像の信号値を加算することで、前記複数の画像を合成することを特徴とする画像処理装置。
【請求項１３】
被検体内を流れる流体の標識化を行うためのＲＦ波を前記被検体に少なくとも１回印加し、当該ＲＦ波が印加されてから所定の待ち時間が経過した後に前記流体が流れる撮像領域の磁気共鳴データを収集する撮像モードを前記待ち時間を変えながら複数回実行することで収集された磁気共鳴データから再構成された複数の異なる待ち時間それぞれに対応する複数の画像を取得する画像取得部と、
前記画像取得部により取得された画像を合成する画像合成部と
を備え、
前記磁気共鳴データは、前記流体の標識化を行うためのＲＦ波を前記被検体に１回印加し、当該ＲＦ波が印加されてから所定の待ち時間が経過した後に前記流体が流れる撮像領域の磁気共鳴データを所定の時間間隔で複数回収集する撮像モードを前記待ち時間を変えながら複数回実行することで収集され、前記ＲＦ波が印加されてから磁気共鳴データの収集が行われるまでの経過時間が同じものごとに加算されることを特徴とする画像処理装置。
【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及び画像処理装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、磁気共鳴イメージング装置により造影剤を用いずに血流情報を得る方法として、ＡＳＬ（Arterial  Spin  Labeling）法が知られている。ＡＳＬ法は、被検体にＲＦ波を印加することで被検体内を流れる血液を磁気的に標識化し、標識化された血液をトレーサとして利用することによって、灌流（パフュージョン：Perfusion）画像を得る方法である。
【０００３】
かかるＡＳＬ法には、例えば、ＰＡＳＬ（Pulsed  ASL）法や、ＣＡＳＬ（Continuous  ASL）法、ＰＣＡＳＬ（Pulsed  Continuous  ASL）法がある。ＰＡＳＬ法はパルス波（ＲＦパルス）を用いる方法であり、ＣＡＳＬ法は連続波を用いる方法である。また、ＰＣＡＳＬ法は、ＣＡＳＬ法の実用化を目的としたものであり、短いＲＦパルスを多数用いる方法である。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００４】
【非特許文献１】Edelmann  RR  et  al.  Radiology  192:513-519(1994)
【非特許文献２】木村徳典:  Modified  STAR  using  asymmetric  inversion  slabs  (ASTAR)法による非侵襲血流イメーシ゛ンク゛.  日磁医誌  2001;20(8),374-385
【非特許文献３】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
【非特許文献４】Mani  S  et  al.  MRM  37:898-905  (1997)
【非特許文献５】Wells  JA  at  al.  In  vivo  hadamard  encoded  continuous  arterial  spin  labeling  (H-CASL).  MRM  63:1111-1118  (2010)
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明が解決しようとする課題は、ＳＡＲや血管信号の残存を低減するとともに、血管信号のＳＮＲを向上させることができる磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、データ収集部と、画像再構成部と、画像合成部とを備える。データ収集部は、被検体内を流れる流体の標識化を行うためのＲＦ波を前記被検体に少なくとも１回印加し、当該ＲＦ波が印加されてから所定の待ち時間が経過した後に前記流体が流れる撮像領域の磁気共鳴データを収集する撮像モードを前記待ち時間を変えながら複数回実行する。画像再構成部は、前記データ収集部により収集された磁気共鳴データから複数の異なる待ち時間それぞれに対応する複数の画像を再構成する。画像合成部は、前記画像再構成部により再構成された前記複数の画像を合成する。前記画像合成部は、標識化された血液が対象組織に到達するのにかかる時間より長い待ち時間に対応する画像の信号値を加算することで、前記複数の画像を合成する。
【図面の簡単な説明】
【０００７】
【図１】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】図２は、従来のＡＳＬ法の原理を説明するための図（１）である。
【図３】図３は、従来のＡＳＬ法の原理を説明するための図（２）である。
【図４】図４は、従来のＡＳＬ法の原理を説明するための図（３）である。
【図５】図５は、従来のＡＳＬ法の原理を説明するための図（４）である。
【図６】図６は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置により実行されるＳＣＡＳＬ法の概要を示す図である。
【図７】図７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８】図８は、第１の実施形態に係るデータ収集部により実行される撮像モードの一例を示す図である。
【図９】図９は、第１の実施形態に係るデータ収集部により実行される撮像モードの一例を示す図である。
【図１０】図１０は、第１の実施形態に係る画像合成部により行われる画像合成処理を説明するための図である。
【図１１】図１１は、従来のＣＡＳＬ法による血管信号の抑制を説明するための図である。
【図１２】図１２は、第１の実施形態に係る血管信号の抑制を説明するための図である。
【図１３】図１３は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置によるＳＣＡＳＬ法の処理手順を示すフローチャートである。
【図１４】図１４は、第２の実施形態に係るデータ収集を説明するための図である。
【図１５】図１５は、第３の実施形態に係るデータ収集を説明するための図である。
【図１６】図１６は、第４の実施形態に係るデータ収集を説明するための図（１）である。
【図１７】図１７は、第４の実施形態に係るデータ収集を説明するための図（２）である。
【図１８】図１８は、第５の実施形態に係る画像合成を説明するための図である。
【発明を実施するための形態】
【０００８】
以下では添付図面を参照して、磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置の実施形態を詳細に説明する。なお、以下に示す実施形態では、磁気共鳴イメージング装置をＭＲＩ（Magnetic  Resonance  Imaging）装置と呼ぶ。
【０００９】
（第１の実施形態）
まず、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例について説明する。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、この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。
【００１０】
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。
【００１１】
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。
【００１２】
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。
【００１３】
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。
【００１４】
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から高周波パルスの供給を受けて高周波磁場を発生する。送信部７は、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信ＲＦコイル６に送信する。
【００１５】
受信ＲＦコイル８は、傾斜磁場コイル２の内側に配置され、上記の高周波磁場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。
【００１６】
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。
【００１７】
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情報に基づいて、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のスキャンを行う。ここで、シーケンス情報とは、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、スキャンを行うための手順を定義した情報である。
【００１８】
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。
【００１９】
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、呼吸などの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。
【００２０】
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。
【００２１】
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。
【００２２】
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。
【００２３】
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。
【００２４】
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。
【００２５】
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。
【００２６】
制御部３６は、図示していないＣＰＵ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情報を生成し、生成したシーケンス情報をシーケンサ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。
【００２７】
以上、実施形態１に係るＭＲＩ装置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、ＡＳＬ法により灌流画像を作成する機能を有する。なお、ＡＳＬ法は、被検体にＲＦ波を印加することで被検体内を流れる血液を磁気的に標識化し、標識化された血液をトレーサとして利用することによって、灌流画像を得る方法である。
【００２８】
ここで、従来のＡＳＬ法による灌流画像の作成について説明する。図２〜５は、従来のＡＳＬ法の原理を説明するための図である。図２の（ａ）及び（ｂ）は、それぞれ血管のフローモデルを示しており、「ａｒｔｅｒｙ」は動脈を示し、「ａｒｔｅｒｉｏｌｅ」は細動脈を示し、「ｃａｐｉｌｌａｒｙ」は毛細血管を示し、「ｖｅｉｎ」は静脈を示し、「Ｔｒａｃｅｒ」はトレーサを示している。また、「ｆｌｏｗ：ｆ」は血流の流れを示しており、矢印が血流の向きを示している。
【００２９】
図２の（ａ）に示すように、酸素や栄養素を含んだ血液は、動脈から流入し、平均通過時間（ＭＴＴ：Mean  Transit  Time）の間に毛細血管床内でガスや代謝物との交換後に、静脈へ流出される。ここで、比較的太い血管内の血液は灌流には寄与しないので、正確な灌流測定を行うためには、図２の（ｂ）に示すように、トレーサがすべて毛細血管内にあり、動脈及び静脈にはトレーサがない状態が望ましい。
【００３０】
図３の（ａ）は、図２と同様のフローモデルを示しており、血液が標識化されてから対象組織に達する前の遅れ時間Ｔｄ（Transit  Delay）が異なる３種類の毛細血管床を示している。また、図３の（ｂ）は、図３の（ａ）に示した３種類の毛細血管床それぞれの組織における信号強度の経時的な変化と、血液のＴ１緩和の経時的な変化を示している。ここで、血液のＴ１緩和Ｄ（ｔ）は、血液の縦緩和時間をＴ１ｂとすると、時間ｔの関数Ｄ（ｔ）＝ｅｘｐ［−ｔ／Ｔ１ｂ］で表される。
【００３１】
例えば、図３の（ａ）に示すように、脳などの一つの臓器内の毛細血管床には、Ｔｄが異なる無数の組織が集まっている（図３の（ａ）に示すＡ、Ｂ、Ｃ）。そして、一般的に、トレーサは動脈の上流のある１地点で与えられる。例えば、ＡＳＬでは、トレーサは頚動脈にＲＦ波を印加することによって与えられる。その結果、毛細血管床の組織における信号強度の変化は、トレーサによって、ｔ＝Ｔｄの到達後に立ち上がり、組織の血流動態に応じたＴＩＣ（Time  Intensity  Curve：信号強度曲線）となる。例えば、図３の（ｂ）に示すように、組織ＡではＴｄＡに立ち上がるＴＩＣとなり、組織ＢではＴｄＢに立ち上がるＴＩＣとなり、組織ＣではＴｄＣに立ち上がるＴＩＣとなる。また、ＡＳＬでは、Ｔｄが長いほどＴ１緩和による信号の減衰が大きくなる。
【００３２】
図４及び５は、図３と同様のフローモデルと信号強度及びＴ１緩和の経時的な変化とを示している。図４は、ボーラス幅が短い場合（図４の（ａ）に示すＴｂｏｌｕｓを参照）を示し、図５は、ボーラス幅が長い場合（図５の（ａ）に示すＴｂｏｌｕｓを参照）を示している。なお、図４及び５において、ボーラス濃度は一定であるとする。このような場合には、図４の（ｂ）及び図５の（ｂ）に示すように、血液を標識化した後のある時刻ＴＩにおいて、Ｔｄの異なる組織間でトレーサ濃度（信号強度）の差異が低減し、トレーサ濃度自体も増大する。すなわち、ボーラス幅が長い方が、ＴｄにロバストにＳＮＲも大きくなる。
【００３３】
しかし、ある時刻ＴＩにおけるトレーサ濃度のみの測定では、測定された信号値は正しく血流に比例せず、組織毎にＴｄに応じた補正が必要になる。ＡＳＬでは、血液の縦緩和Ｄ（ｔ）は時間ｔのみに依存するので、測定された信号値を１／Ｄ（ｔ）で補正すれば、緩和を無視することができる。また、対象組織の大きさがボクセルサイズに比べて同程度か小さければ、ボクセル内でトレーサ濃度が平衡状態でなくても、トレーサの平均濃度が測定されるとみなすことができる。なお、トレーサのボーラス幅が組織内の毛細血管を満たすのに十分長ければ、トレーサの平均濃度は一定値以上にはならない。
【００３４】
このようなＡＳＬ法のニーズは、「造影剤を用いずに、毛細血管床のみで、太い血管の信号が抑制され、かつ、極力ＳＮＲ（Signal  Noise  Ratio）が大きく定量的な血流情報を得たい」ということである。また、別途、血管内の血流の形態や動態情報などを「付加的に得たい」というニーズもある。
【００３５】
従来、ＡＳＬ法は、その用途から、大きく、ＭＲＡ（ＭＲ  Ａｎｇｉｏ）とＭＲＰ（ＭＲ  Ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ）とに分けられる。ＭＲＡは血管画像を得るための方法であり、ＭＲＰは灌流画像を得るための方法である。ＭＲＰでは、ＭＲＡに比べて血流信号のＳＮＲが背景の静止組織よりもはるかに小さい（１／１０００以下）画像が得られる。そのため、ＭＲＰでは、タグ画像とコントロール画像との差分をとるなど、背景信号を抑制するための処理が行われる。また、差分をとる場合でもコントロール画像とタグ画像とでＭＴＣ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。
【００３６】
また、ＡＳＬ法は、ＲＦ波によるラベル方式の違いから、大きく、ＰＡＳＬ法と、ＣＡＳＬ法と、ＰＣＡＳＬ法とに分けられる。ＰＡＳＬ法はパルス波（ＲＦパルス）を用いる方法であり、ＣＡＳＬ法は連続波を用いる方法である。また、ＰＣＡＳＬ法は、ＣＡＳＬ法の実用化を目的としたものであり、短いＲＦパルスを多数用いる方法である。
【００３７】
なお、ＣＡＳＬ法とＰＣＡＳＬ法は性質が類似しているため、以下では、両者をまとめてＣＡＳＬ法と呼ぶ。また、ＰＡＳＬ法とＣＡＳＬ法とは、動脈血を標識化する際のトレーサ濃度の時間関数であるＡＩＦ（Arterial  Input  Function）に相当する縦磁化密度Ｍｚ（ｔ）の違いとしてモデル化される。
【００３８】
ＰＡＳＬ法は、ＣＡＳＬ法に対して血流信号のＳＮＲが不十分とされているが、ＲＦパルスの印加が１回であるので、ＲＦパルスの印加時間が２０ｍｓｅｃ程度と短い。そのため、ＰＡＳＬ法は、標識用のＲＦパルスが印加される範囲を通過する血液が反転される割合であるタグ効率が１００％に近い、流速や磁場変動に対して安定している、ＳＡＲが比較的小さい、などの特長を有する。
【００３９】
このＰＡＳＬ法では、タグ厚が１０ｃｍ〜∞と大きく設定され、標識化された血液のうち、上流側に位置する後端部が下流側に位置する先端部より送れて撮像領域に到達する。そのため、ＰＡＳＬのＡＩＦは、ＴＩの長さによって、血液のＴ１緩和による減衰を伴う形状となる。ここで、ＡＩＦにおける印加時間Ｔｔａｇは、血流の流速Ｖｂｌｏｏｄとタグ厚Ｄｔａｇとから決まる。タグ内の通過時間Ｔｔａｇは、定常流の場合は、Ｔｔａｇ＝Ｄｔａｇ／Ｖｂｌｏｏｄ及びＴｔｅｃのうち短い方、すなわち、Ｔｔａｇ＝ｍｉｎ［Ｄｔａｇ／Ｖｂｌｏｏｄ，Ｔｔｅｃ］で決まる。なお、Ｔｔｅｃは、標識用のＲＦパルスが印加されてからタグの血液信号をゼロにするためのサチュレーションパルスが印加されるまでの時間である。
【００４０】
一方、ＣＡＳＬ法は、標識化される血液の量（ＡＩＦの時間積分値）が大きいため、血流信号であるＡＳＬ信号のＳＮＲが高い。そのため、ＣＡＳＬ法では、標識用のＲＦ波が印加されてから磁気共鳴データが収集されるまでの待ち時間ＴＩを長く設定できるので、流速が遅い血管内の血液が撮像領域に残存しにくいという特長を有する。
【００４１】
以上、従来のＰＡＳＬ法及びＣＡＳＬ法について説明したが、これらＰＡＳＬ法及びＣＡＳＬ法では、以下のような課題があることが知られている。
【００４２】
まず、ＰＡＳＬ法は、ＳＮＲが低下するため、ＴＩを長く設定できない。そのため、ＰＡＳＬ法では、血流の流速が遅いか、又は流路が長いために、Ｔｄが大きい血管では血管信号が残存しやすいという課題がある。
【００４３】
一方、ＣＡＳＬ法は、ＲＦアンプやＳＡＲの制約によって実用的でない場合もある。また、ＣＡＳＬ法の改良法であるＰＣＡＳＬ法は、パルス波（ＲＦ波）を用いるものの、全体の印加時間が２ｓｅｃ程度と長い。そのため、ＣＡＳＬ法では、磁場不均一性に弱い、流速によりタグ効率がばらつく、ＰＡＳＬ法と比べてＳＡＲが大きい、などの課題がある。
【００４４】
また、ＣＡＳＬ法は、ＣＡＳＬ法は、ＳＮＲが大きいものの、ＴＩはＡＩＦの前半部（標識用のＲＦ波が印加される時間内で最初に標識化された部分）の方が後半部より長いため、Ｔｄの大きな組織でのＡＳＬ信号に寄与する確率が増大する。しかし、後半で標識化された部分は、撮像領域に到達できずに血管内に残存する確率が増大する。ＣＡＳＬでは、これを低減するために、標識用のＲＦ波が印加された後の待ち時間Ｔｐｌｄ（post  labeling  delay）を長くすることで、標識化された血液を消している。しかし、このＴｐｌｄが経過するまでの間は何も行わずに待つしかなく、無駄な時間が生じる。なお、かかるＣＡＳＬでは、Ｔｔａｇ＝Ｔｐｌｄで決まる。
【００４５】
また、連続的に血流の時間的な変化である動態変化を観察する場合には、ＣＡＳＬ法では、標識用のＲＦ波の印加からデータ収集までを繰り返す間隔である繰り返し時間Ｔｒｅｐｅａｔが長いため、ＰＡＳＬ法と比べて時間的な効率が劣る。標識用のＲＦ波を１回印加した後にＴＩを変化させながら連続的にデータ収集を行う場合は、ＣＡＳＬ法でもよい。しかし、通常のＭＲＰでは、イメージングのＳＮＲが不十分であるため、標識用のＲＦ波を複数回印加することによる加算平均が必要となる。
【００４６】
また、時間的な効率を向上させるための手法として、近年、Ｈａｄａｍａｒｄ  Ｅｎｃｏｄｉｎｇ（ＨＥ）を応用した方法（以下、ＨＥ法と呼ぶ）が提案されている。このＨＥ法は、ＴＩの間の待ち時間を有効に利用して、タグモード用及びコントロールモード用のＲＦ波を効率よく組み合わせて複数の画像を収集し、収集した画像を加減算することによりＴＩを変えた複数のＡＳＬ画像を作成することで、収集時間を低減しつつＳＮＲを向上させる方法である。このＨＥ法は、ＣＡＳＬ法との組み合わせで提案されている。
【００４７】
かかるＨＥ法は、ＰＡＳＬ法及びＣＡＳＬ法の両方に適用可能であるが、イメージングの前に、標識用の多くのＲＦ波が必要になるため、１つのＲＦパルスを用いる方法と比べてＳＡＲが増大する方法である。したがって、ＨＥ法は、ＳＡＲが比較的大きくなることや、標識用のＲＦパルス間に空き時間が生じることなどの理由から、ＰＡＳＬ法との相性がよい。また、ＰＡＳＬ法では、ＲＦ波間の空き時間における任意の時刻に、背景組織を抑制するための複数個のｍＩＲパルスを追加しやすい。また、ＰＡＳＬ法では、標識用のＲＦ波が印加される際のＳＡＲを抑えることができるので、イメージングで許容されるＳＡＲを増やすことができる。すなわち、特に高磁場でＳＳＦＰが用いられる場合には、ＦＡ（Flip  Angle）を大きく設定することができ、ＳＮＲを向上させることができる。
【００４８】
以上のように、従来のＰＡＳＬ法には、ＳＮＲが低い、大きな血管で血管信号が残存しやすいなどの課題がある。また、従来のＣＡＳＬ法には、ＰＡＳＬ法と比べてＳＡＲが大きいなどの課題がある。
【００４９】
このような課題に対し、実施形態１に係るＭＲＩ装置１００は、ＰＡＳＬ法をベースにしながら、ＣＡＳＬ法と比べてＳＡＲや血管信号の残存を低減するとともに、ＣＡＳＬ法と同じがそれ以上の血管信号のＳＮＲを提供することができる画像処理方法を実行する。なお、本実施形態では、ＭＲＩ装置１００により実行される上記画像処理方法をＳｙｎｔｈｅｓｉｚｅｄ  ＣＡＳＬ（ＳＣＡＳＬ）法と呼ぶ。
【００５０】
図６は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００により実行されるＳＣＡＳＬ法の概要を示す図である。具体的には、ＭＲＩ装置１００は、被検体内を流れる血液の標識化を行うためのＲＦ波を被検体に少なくとも１回印加し、そのＲＦ波が印加されてから所定の待ち時間が経過した後に血液が流れる撮像領域の磁気共鳴データを収集する撮像モードを待ち時間ＴＩを変えながら複数回実行する（図６に示すＴＩ（１）〜ＴＩ（Ｎ））。そして、ＭＲＩ装置１００は、収集された磁気共鳴データから複数の異なる待ち時間ＴＩそれぞれに対応する複数の画像を再構成し、再構成された複数の画像を合成する（図６に示す合成処理）。以下、かかるＭＲＩ装置１００について詳細に説明する。
【００５１】
図７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７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７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。
【００５２】
図７に示すように、記憶部３３は、撮像パラメータ記憶部３３ａ、ＭＲデータ記憶部３３ｂ、及び画像データ記憶部３３ｃを有する。
【００５３】
撮像パラメータ記憶部３３ａは、血流画像を得るための撮像条件を設定するうえで必要な各種の撮像パラメータを記憶する。ＭＲデータ記憶部３３ｂ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３３ｃは、画像再構成部３２によりＭＲデータから再構成された画像を記憶する。
【００５４】
また、制御部３６は、撮像条件設定部３６ａ、データ収集部３６ｂ、差分画像生成部３６ｃ、及び画像合成部３６ｄを有する。撮像条件設定部３６ａ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と、撮像パラメータ記憶部３３ａにより記憶された撮像パラメータとに基づいて撮像条件を設定する。
【００５５】
データ収集部３６ｂは、撮像条件設定部３６ａにより設定された撮像条件に基づいてシーケンス情報を生成し、生成したシーケンス情報をインタフェース部３１を介してシーケンサ１０に送信する。また、データ収集部３６ｂは、インタフェース部３１を介してシーケンサ１０から受信したＭＲデータをＭＲデータ記憶部３３ｂに格納する。
【００５６】
第１の実施形態では、データ収集部３６ｂは、被検体内を流れる血液の標識化を行うためのＲＦ波を前記被検体に少なくとも１回印加し、そのＲＦ波が印加されてから所定の待ち時間ＴＩが経過した後に血液が流れる撮像領域のＭＲデータを収集する撮像モードを待ち時間ＴＩを変えながら複数回実行する。
【００５７】
図８及び９は、第１の実施形態に係るデータ収集部３６ｂにより実行される撮像モードの一例を示す図である。ここで、図８は、タグモード用のＲＦパルスを１回印加し、ＲＦパルスを印加してから待ち時間ＴＩが経過した後にデータ収集を行うSingle  Tag−Single  Imaging（ＳＴ−ＳＩ）−ＰＡＳＬ法の一例を示している。図８の（ａ）は、ＳＴ−ＳＩ−ＰＡＳＬ法におけるＲＦパルスの印加範囲の一例を示しており、図８の（ｂ）は、ＳＴ−ＳＩ−ＰＡＳＬ法のパルスシーケンスの一例を示している。
【００５８】
データ収集部３６ｂは、タグ画像を生成するためのタグモードのデータ収集とコントロール画像を生成するためのコントロールモードのデータ収集とをそれぞれ実行する。例えば、タグモードでは、データ収集部３６ｂは、図８に示すように、まず、撮像領域４１を包含する領域４２に飽和パルスＳＡＴ１を印加し、続いて、撮像領域４１の上流に設定されたタグ領域４３にタグモード用のＲＦパルスｔａｇ  ＲＦを印加する。
【００５９】
その後、データ収集部３６ｂは、データ収集（図８（ｂ）示すｉｍａｇｉｎｇ）の開始からＴＩｎｓｓ２だけ前の時点で、撮像領域４１の上流に設定されたタグ領域４３及び下流に設定されたコントロール領域４４を含む領域４５に、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２を印加する。続いて、データ収集部３６ｂは、ＲＦパルスｔａｇ  ＲＦを印加してから所定の時間Ｔｔｅｃが経過した後に、撮像領域４１の上流に設定されたタグ領域４３を包含する領域４６に飽和パルスＳＡＴ２を印加する。ここで、飽和パルスＳＡＴ２は、撮像領域４１内にある太い血管内の信号を低減させるために用いられる。
【００６０】
その後、データ収集部３６ｂは、データ収集の開始からＴＩｎｓｓ１だけ前の時点で、撮像領域４１の上流に設定されたタグ領域４３及び下流に設定されたコントロール領域４４を含む領域４５に、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１を印加する。ここで、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１及びｎｓｓＩＲ２は、所定のタイミングで縦磁化を反転させることで、脳の白質や灰白質などの組織の信号強度を選択的に抑制するために用いられる。そして、データ収集部３６ｂは、タグモード用のＲＦパルスを印加してから待ち時間ＴＩが経過した時点で、撮像領域４１からのデータ収集を開始する。
【００６１】
一方、コントロールモードでは、データ収集部３６ｂは、図８に示すように、まず、撮像領域４１を包含する領域４２に飽和パルスＳＡＴ１を印加し、続いて、撮像領域４１の下流に設定されたコントロール領域４４にコントロールモード用のＲＦパルスｃｏｎｔｒｏｌ  ＩＲを印加する。
【００６２】
その後、データ収集部３６ｂは、タグモードと同様に、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２、飽和パルスＳＡＴ２、及び領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１を順に印加する。そして、データ収集部３６ｂは、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１を印加してからＴＩｎｓｓ１が経過した時点で、撮像領域４１からのデータ収集を開始する。
【００６３】
そして、データ収集部３６ｂは、上述したＳＴ−ＳＩ−ＰＡＳＬ法によるデータ収集を待ち時間ＴＩを変えながら複数回実行する。例えば、図９に示すように、データ収集部３６ｂは、待ち時間をＴＩ（１）〜ＴＩ（Ｎ）と変えながら、タグモード及びコントロールモードのデータ収集をそれぞれＮ回実行する。
【００６４】
図７の説明にもどって、画像再構成部３２は、データ収集部３６ｂにより収集されたＭＲデータから複数の異なる待ち時間ＴＩそれぞれに対応する複数の画像を再構成する。具体的には、画像再構成部３２は、タグモードで収集されたＭＲデータからタグ画像を再構成し、コントロールモードで収集されたＭＲデータからコントロール画像を再構成する。
【００６５】
差分画像生成部３６ｃは、画像再構成部３２により再構成されたタグ画像とコントロール画像との差分画像を、画像合成部３６ｄにより合成される画像として生成する。具体的には、差分画像生成部３６ｃは、画像再構成部３２により再構成されたタグ画像とコントロール画像とを同じＴＩごとに画像データ記憶部３３ｃから読み出し、読み出したタグ画像とコントロール画像との差分画像を生成する。
【００６６】
画像合成部３６ｄは、画像再構成部３２により再構成された複数の画像を合成する。具体的には、画像合成部３６ｄは、差分画像生成部３６ｃにより生成された複数の待ち時間ＴＩに対応する差分画像を合成する。例えば、画像合成部３６ｄは、複数の差分画像それぞれにＴ１緩和の補正を行った後に各差分画像の加減算を行うことで、複数の差分画像を合成する。例えば、画像合成部３６ｄは、待ち時間ＴＩの異なる画像の数をＮとし、待ち時間ＴＩが長い方から順番にｉ＝１−Ｎとし、Ｔ１緩和を補正するための補正係数をｋ（ｉ）とした場合に、まず、以下に示す式により補正係数ｋ（ｉ）を求める。
【００６７】
ｋ（ｉ）＝１／ｅｘｐ（−ＴＩ（ｉ）／Ｔ１ｂｌｏｏｄ）
【００６８】
さらに、画像合成部３６ｄは、待ち時間ＴＩごとの差分画像の差分信号をＳ（ｉ）とした場合に、以下に示す式により合成信号の信号値Ｓｓｙｎｔｈｅｓｉｚｅｄを算出することで、複数の差分画像を合成する。
【００６９】
Ssynthesized＝k（1）S（1）＋k（2）S（2）＋k（3）S（3）・・・
−k（n−2）S（n−2）−k（n-1）S（n-1）−k（n）S（n）
【００７０】
具体的には、画像合成部３６ｄは、標識化された血液が対象組織に到達するのにかかる時間より長い待ち時間ＴＩに対応する差分画像の信号値を加算する。また、画像合成部３６ｄは、標識化された血液が対象組織に到達するのにかかる時間より短い待ち時間ＴＩに対応する差分画像の信号値を減算する。このような加減算を行うことで、画像合成部３６ｄは、複数の差分画像を合成する。
【００７１】
図１０は、第１の実施形態に係る画像合成部３６ｄにより行われる画像合成処理を説明するための図である。上記式において、待ち時間ＴＩの異なる差分画像Ｓ（１）、Ｓ（２）、Ｓ（３）・・・を加算するのは、図１０のＡＩＦＳに示すように、等価的にＡＩＦの時間を長くすることで、標識化された血液で毛細血管床を十分に満たすためである。また、上記式において、待ち時間ＴＩの異なる画像Ｓ（ｎ−２）、Ｓ（ｎ−１）、Ｓ（ｎ）を減算するのは、図１０のＴＩＣＳに示すように、太い血管の信号を抑制するためである。
【００７２】
そして、このような処理を行うことによって、図１０右側の一番下に示すように、太い血管の信号が抑制され、かつ、毛細血管床が明瞭に描出された画像が得られる。すなわち、毛細血管床のみで、太い血管の信号が抑制され、かつ、ＳＮＲが大きく定量的な血流情報が得られる。なお、１つの待ち時間ＴＩでは遅延（ｄｅｌａｙ）が補正できていない場合には、待ち時間ＴＩが短めの複数の画像から最大値部を抽出するなどにより、Ｔｄの異なる血管を大まかに抽出し、さらに、閾値処理などによって背景をマスクして血管のみを抽出してから差分するとよい。または、血管信号の抑制は、待ち時間ＴＩが短いＡＳＬ画像の中から１枚を選択するか、複数のＡＳＬ画像から血管部分を演算して抽出してから差分することで抑制する。
【００７３】
ここで、第１の実施形態に係る血管信号の抑制について詳細に説明する。まず、第１の実施形態に係る血管信号の抑制について説明する前に、従来のＣＡＳＬ法による血管信号の抑制について説明する。図１１は、従来のＣＡＳＬ法による血管信号の抑制を説明するための図である。図１１において、ｓｅｑ．１はタグモード用のパルスシーケンスを示しており、ｓｅｑ．２はコントロールモード用のパルスシーケンスを示している。
【００７４】
ｓｅｑ．１では、まず、撮像領域５１を包含する領域５２に飽和パルスｐｒｅＳＡＴが印加される。続いて、ｓｅｑ．１では、撮像領域５１の上流に設定されたタグ領域５３に、所定の印加時間Ｔｔａｇの間、タグモード用のＲＦ波が印加される（図１１の（ｂ）に示すｔａｇ）。その後、データ収集（図１１の（ｂ）示すｉｍａｇｉｎｇ）の開始からＴＩｎｓｓ２だけ前の時点で、撮像領域５１と、撮像領域５１の上流に設定されたタグ領域５３とを包含する領域５５に、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２が印加される。さらに、データ収集の開始からＴＩｎｓｓ１だけ前の時点で、同様に、領域５５に領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１が印加される。そして、タグモード用のＲＦ波が印加されてから待ち時間ＴＩが経過した時点で、撮像領域５１からのデータ収集が開始される。
【００７５】
一方、ｓｅｑ．２では、まず、ｓｅｑ．１と同様に領域５２に飽和パルスｐｒｅＳＡＴが印加され、続いて、タグ領域５３と同じ位置に設定されたコントロール領域５４に、所定の印加時間Ｔｔａｇの間、コントロールモード用のＲＦ波が印加される（図１１の（ｂ）に示すｃｏｎｔｒｏｌ）。その後、ｓｅｑ．１と同様に、撮像領域５１とコントロール領域５４とを包含する領域５５に、領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ２及び領域非選択ＩＲパルスｎｓｓＩＲ１が順に印加される。そして、コントロールモード用のＲＦ波が印加されてから待ち時間ＴＩが経過した時点で、撮像領域５１からのデータ収集が開始される。
【００７６】
こうして、タグモード及びコントロールモードそれぞれのパルスシーケンスが実行された後に、ｓｅｑ．１により収集されたＭＲデータからタグ画像が再構成され、ｓｅｑ．２により収集されたＭＲデータからコントロール画像が再構成される。そして、図１１の（ｃ）に示すように、タグ画像とコントロール画像とを差分することで、ＡＳＬ画像が生成される。
【００７７】
このような従来のＣＡＳＬ法において、血管内の血液信号が残存しないようにするためには、前述したように、標識用のＲＦ波が印加された後の待ち時間Ｔｐｌｄを長くする必要がある。そして、Ｔｐｌｄが経過するまでの間は、背景抑制用の領域非選択ＩＲパルスを数回印加する程度で、３Ｄ収集の場合は特に何も行わずに待つ必要がある。なお、ＰＡＳＬ法では、標識用のＲＦパルスの印加時間はそれぞれ短くなり（２０ｍｓｅｃ程度）、上流の動脈を空間的に所定の厚さで標識化する。そのため、ある程度のＴｐｌｄに加えて、タグの時間幅を制限するために、タグの後端部の血液信号をゼロにするためのサチュレーションパルスが印加される。
【００７８】
次に、第１の実施形態に係る血管信号の抑制について説明する。図１２は、第１の実施形態に係る血管信号の抑制を説明するための図である。図１２において、図１１と同様に、ｓｅｑ．１はタグモード用のパルスシーケンスを示しており、ｓｅｑ．２はコントロールモード用のパルスシーケンスを示している。
【００７９】
図１２の（ｂ）及び（ｃ）に示すように、本実施形態では、タグモードでは、標識化された血液が毛細血管相の対象組織に十分に移行した状態になるまでタグモード用のＲＦ波の印加が継続するように、印加時間Ｔｔａｇ１が設定される。また、コントロールモードでは、コントロールモード用のＲＦ波が印加された後に印加時間Ｔｔａｇ２が経過するまでの間、標識化された血液が血管内のみに存在する状態になるように、ＲＦ波が印加される（ｔａｇ）。
【００８０】
なお、ｓｅｑ．１におけるＴｐｌｄ１は、ゼロ（ｎｓｓＩＲを用いる場合は＝ＴＩｎｓｓ１）でもよいが、必要以上に長くする必要はない。また、Ｔｔａｇ１＞Ｔｔａｇ２、Ｔｐｌｄ１＝Ｔｐｌｄ２とすると、差分信号Ｓ＝Ｓ２−Ｓ１は、従来法のとの関係で、Ｔｔａｇ＝Ｔｔａｇ１−Ｔｔａｇ２、Ｔｐｌｄ＝ＴＩ２と等価な信号となる。
【００８１】
そして、同一の撮像時間でも、従来法では血管抑制された灌流画像のみしか得られないのに対し、本実施形態では、図１２の（ｃ）に示すように、Ｓ２はＭＲＡ画像となり、差分後のＡＳＬ画像は血管が抑制された灌流画像となる。
【００８２】
なお、ＴＩ１及びＴＩ２をどのように設定するかは、標識化する血管部位と、最も遠い組織までの移動距離と、流速に依存する。例えば、待ち時間ＴＩは末梢動脈からの最も到達時間のかかる組織近傍流出静脈までの到達時間ＡＴｍａｘと平均過時間ＭＴＴの和以上であればよいので、ＴＩ１＞ＡＴｍａｘ＋ＭＴＴとする。
【００８３】
例えば、ＴＩ１は、被検体が健常人の場合には短く、梗塞の患者の場合には長く設定される。また、ＴＩ２は、標識化する血管部位と組織近傍末梢動脈までの到達時間が必要である。しかし、ＴＩ２は場所にも依存するので、ｓｅｑ．１、ｓｅｑ．２のー組の画像では決めることが困難である。そこで、例えば、ＴＩ２は、ｓｅｑ．２のＴＩ２をかえた複数の画像をダイナミックに収集した画像からＴＩＣを解析して算出する。なお、ｓｅｑ．２でコントロール用のＲＦ波を印加しない場合は、ＭＴＣ効果の差をなくすために、静止組織のＴ１回復時間としてある程度の時間を空ければよい。例えば、ＴＩ２＞ｋ＊Ｔ１ｔｉｓｓｕｅ（ｋ＝２〜３）とすればよい。
【００８４】
次に、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００によるＳＣＡＳＬ法の処理手順について説明する。図１３は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００によるＳＣＡＳＬ法の処理手順を示すフローチャートである。図１３に示すように、第１の実施形態では、計算機システム３０の制御部３６が操作者からＳＣＡＳＬ法による撮像の開始指示を受け付けると（ステップＳ１１，Ｙｅｓ）、以下の処理を実行する。
【００８５】
まず、データ収集部３６ｂが、あらかじめ操作者によって設定された撮像条件に基づいて、標識用のＲＦ波を少なくとも１回印加し、待ち時間ＴＩを変えながらデータ収集を複数回実行する（ステップＳ１２）。ここで、データ収集部３６ｂは、タグ画像を生成するためのタグモードのデータ収集とコントロール画像を生成するためのコントロールモードのデータ収集とをそれぞれ複数回実行する。
【００８６】
続いて、画像再構成部３２が、データ収集部３６ｂにより収集されたＭＲデータから複数の異なる待ち時間ＴＩそれぞれに対応する複数のタグ画像及びコントロール画像を再構成する（ステップＳ１３）。そして、差分画像生成部３６ｃが、画像再構成部３２により再構成されたタグ画像とコントロール画像との差分画像を同じ待ち時間ＴＩごとに生成する（ステップＳ１４）。
【００８７】
続いて、画像合成部３６ｄが、画像再構成部３２により再構成された複数の差分画像を合成する（ステップＳ１５）。そして、画像合成部３６ｄは、複数の差分画像から生成した合成画像を表示部３５に表示させる（ステップＳ１６）。
【００８８】
上述したように、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００では、データ収集部３６ｂが、被検体内を流れる血液の標識化を行うためのＲＦ波を被検体に少なくとも１回印加し、ＲＦ波が印加されてから所定の待ち時間が経過した後に流体が流れる撮像領域のＭＲデータを収集する撮像モードを待ち時間を変えながら複数回実行する。また、画像再構成部３２が、データ収集部３６ｂにより収集されたＭＲデータから複数の異なる待ち時間それぞれに対応する複数の画像を再構成する。そして、画像合成部３６ｄが、画像再構成部３２により再構成された複数の画像を合成する。したがって、第１の実施形態によれば、ＰＡＳＬ法をベースにしながら、ＣＡＳＬ法と比べてＳＡＲや血管信号の残存を低減するとともに、ＣＡＳＬ法と同じがそれ以上の血管信号のＳＮＲを提供することができる。
【００８９】
（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１の実施形態では、ＳＴ−ＳＩ−ＰＡＳＬ法を用いてデータ収集を行う例を示したが、第２の実施形態では、Single  Tag−Multi  TI  Imaging（ＳＴ−ＭＩ）−ＰＡＳＬ法を用いてデータ収集を行う例について説明する。なお、データ収集部３６ｂ以外の各機能部によって行われる処理は第１の実施形態と同様であるので、ここでは説明を省略する。
【００９０】
図１４は、第２の実施形態に係るデータ収集を説明するための図である。図１４に示すように、第２の実施形態では、データ収集部３６ｂは、標識用のＲＦパルスを１回印加した後に、複数の待ち時間ＴＩの画像を取得するＳＴ−ＭＩ−ＰＡＳＬ法を実行する。例えば、ＳＴ−ＭＩ−ＰＡＳＬ法では、１００ｍｓｅｃ程度で１つの画像が得られるＥＰＩ（Echo  Planar  Imaging）法や、ＳＳＦＰ法などが用いられる。なお、ＳＳＦＰ法を用いる場合には、１つの画像を収集するのにかかる時間がＥＰＩと比べて長いので、例えば、ｋ空間を分割し、低周波のデータのみを１００ｍｓｅｃ程度の時間分解能で収集し、高周波のデータについては別のサイクル（ｔａｇ〜ｉｍａｇｉｎｇ）で順次収集すればよい。
【００９１】
（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、血液の標識化を行うためのＲＦ波を被検体に１回印加し、そのＲＦ波が印加されてから所定の待ち時間が経過した後に血液が流れる撮像領域のＭＲデータを所定の時間間隔で複数回収集する撮像モードを待ち時間を変えながら複数回実行し、収集された複数のＭＲデータをＲＦ波が印加されてからＭＲデータの収集が行われるまでの経過時間が同じものごとに加算する例について説明する。なお、データ収集部３６ｂ以外の各機能部によって行われる処理は第１の実施形態と同様であるので、ここでは説明を省略する。
【００９２】
図１５は、第３の実施形態に係るデータ収集を説明するための図である。図１５に示すように、例えば、データ収集部３６ｂは、ＳＴ−ＭＩ−ＰＡＳＬ法によるデータ収集をＭ回実行する。このとき、データ収集部３６ｂは、標識用のＲＦパルス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−ＰＡＳＬ法によるデータ収集をＮ回実行する。また、データ収集部３６ｂは、ＳＴ−ＭＩ−ＰＡＳＬ法によるデータ収集を実行するごとに、標識用のＲＦパルス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パルスが印加されてから最初のデータ収集が行われるまでの待ち時間と、２回目のデータ収集において標識用のＲＦパルスが印加されてからデータ収集が行われるまでの経過時間とを、それぞれＴＩと呼ぶ。
【００９３】
例えば、データ収集部３６ｂ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パルスが印加されてから最初のデータ収集が行われるまでの待ち時間を変化させながら、ＳＴ−ＭＩ−ＰＡＳＬ法によるデータ収集を実行する。そして、例えば、データ収集部３６ｂ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、データ収集部３６ｂ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、データ収集部３６ｂ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、データ収集部３６ｂ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。
【００９４】
ＴＩ１４＝７Ｔｉｎｔ
ＴＩ１３＝ＴＩ２４＝６Ｔｉｎｔ
ＴＩ１２＝ＴＩ２３＝ＴＩ３４＝５Ｔｉｎｔ
ＴＩ１１＝ＴＩ２２＝ＴＩ３３＝ＴＩ４４＝４Ｔｉｎｔ
ＴＩ２１＝ＴＩ３２＝ＴＩ４３＝３Ｔｉｎｔ
ＴＩ３１＝ＴＩ４２＝２Ｔｉｎｔ
ＴＩ４１＝１Ｔｉｎｔ
【００９５】
そして、データ収集部３６ｂ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パルスが印加されてからデータ収集が行われるまでの経過時間が同じものごとに加算する。例えば、データ収集部３６ｂ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。
【００９６】
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
【００９７】
この方法によれば、図１５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ＳＮＲが向上する。なお、ＴＩが中間より短い場合にはもともとＳＮＲが大きいので問題ないが、ＴＩが中間より長い場合にはＳＮＲは低下し、最も長いＴＩのＳＮＲ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パルス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。
【００９８】
また、ＴＩが最も短くなる最後（ｍ＝Ｍ）のＲＦパルスと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。
【００９９】
なお、ＡＳＬでは、ＴＩが長いほどＳＮＲ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ＳＮＲ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パルスで収集したｍ組のデータから合成して中間以降の長いＴＩでＳＮＲ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。
【０１００】
（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、Ｈａｄａｍａｒｄ  Ｅｎｃｏｄｉｎｇ（ＨＥ）法を用いたＭｕｌｔｉ−Ｔａｇ（ＭＴ）−ＰＡＳＬ法であるＨＥ−ＭＴ−ＭＡＳＬ法を用いてデータ収集を行う例について説明する。ＨＥ法については、例えば、ＣＡＳＬ法と組み合わせた方法が、Wells  JA  at  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。なお、データ収集部３６ｂ以外の各機能部によって行われる処理は第１の実施形態と同様であるので、ここでは説明を省略する。
【０１０１】
第４の実施形態では、データ収集部３６ｂは、タグモード用のＲＦパルスとコントロールモード用のＲＦパルス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画像を得るＨＥ−ＭＴＰＡＳＬ法を実行する。この方法によれば、ＳＴ−ＳＩ法やＳＴ−ＭＩ法に比べて、ＳＮＲをより向上させることができる。
【０１０２】
図１６及び１７は、第４の実施形態に係るデータ収集を説明するための図である。ＨＥ−ＭＴ−ＰＡＳＬ法では、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は自然数）に設定される。例えば、図１６は、異なる待ち時間ＴＩの組み合わせ数Ｎ＝７（ｎ＝２）である例を示している。
【０１０３】
なお、図１６に示す複数のＲＦパルス（ｔａｇ／ｃｏｎｔｒｏｌ  ＲＦ）のうち、左下がりの斜線が付されたものはタグモード用のＲＦパルスであり、右下がりの斜線が付されたものはコントロールモード用のＲＦパルスである。図１６に示すように、例えば、Ｎ＝７とした場合には、ＲＦパルスの順序が異なるＮ＋１＝８種類のパルスシーケンスの組み合わせが用いられる。なお、ＴＩ（ｉ）は、ｋ＝１〜８の各パルスシーケンスで同じであれば、任意の時間間隔でよい。
【０１０４】
ここで、ｋ＝１〜８の各パルスシーケンス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。
【０１０５】
Ｓ｛ＴＩ（ｉ）｝＝４［Ｓ｛ＴＩ（ｉ）｝−Ｓｃｏｎｔ｛ＴＩ（ｉ）｝］
【０１０６】
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。
【０１０７】
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
【０１０８】
そして、この場合のＳＮＲ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。
【０１０９】
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パルスを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パルスを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パルスを１回印加するごとにデータ収集を行う場合と同等のＳＮＲ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。
【０１１０】
なお、ＡＳＬ  ＭＲ  Ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ（ＡＳＬ−ＭＲＰ）において一般的なＳＴ−ＰＡＳＬ法では、十分なＳＮＲ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法によれば、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、コントロールモード用のＲＦパルスは、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、図１７に示すように、コントロールモード用のＲＦパルスは省略されてもよい。
【０１１１】
以上、ＨＥ−ＭＴ−ＰＡＳＬ法を用いた例を説明したが、この方法では、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パルス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と組み合わせた場合でも、ＣＡＳＬと組み合わせた場合でも同様である。
【０１１２】
そこで、例えば、同一時刻のＲＦパルスが同一の心位相で行われるように、例えば、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パルスを印加するようにしてもよい。
【０１１３】
さらに、ＰＡＳＬ法では、定常流であってもタグ効率を最大化するためには、タグ厚とパルス間隔などのタグ条件を血液の流速に合わせて制御するのが望ましい。そこで、例えば、データ収集部３６ｂが、対象血管の流速、径又は流量に基づいて、タグ効率が最大になるように、空間的なタグの厚さ、ＲＦパルスの間隔及びＲＦパルスの数を設定するようにしてもよい。なお、この場合には、例えば、対象血管の流速、径、及び流量は、統計データなどに基づいて、あらかじめ血管の種類ごとに装置に記憶させておく。また、例えば、対象血管の流速は、ｐｈａｓｅ  ｃｏｎｔｒａｓｔ  ＭＲＡ法などにより、動的に求めてもよい。
【０１１４】
なお、ＨＥ−ＭＴ−ＰＡＳＬ法では、各シーケンスにおけるデータ収集は基本的には１回で十分であるが、さらに、Ｔｉｎｔごとに複数回データを収集してもよい。すなわち、ＨＥ−ＭＴ−ＰＡＳＬ法に、第２の実施形態で示したＳＴ−ＭＩ−ＰＡＳＬ法を併用する。以下では、この方法を、Ｈａｄａｍａｒｄ  Ｅｎｃｏｄｉｎｇ  Ｍｕｌｔｉ−Ｔａｇ−Ｍｕｌｔｉ  ＴＩ  ｉｍａｇｉｎｇ  ＰＡＳＬ（ＨＥ−ＭＴ−ＭＩ−ＰＡＳＬ）法と呼ぶ。
【０１１５】
かかるＨＥ−ＭＴ−ＭＩ−ＰＡＳＬ法によれば、より高速に撮像を行うことができるとともに、ＳＮＲをより向上させることができる。
【０１１６】
（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１の実施形態では、各差分画像の加減算を行うことで複数の差分画像を合成する例を示したが、第５の実施形態では、画素ごとにＴＩに対してＡＳＬ信号強度をプロットしたＴＩＣの解析を行って血流パラメータを算出することで、差分画像を合成する例について説明する。なお、画像合成部３６ｄ以外の各機能部によって行われる処理は第１〜第４の実施形態のいずれかと同様であるので、ここでは説明を省略する。
【０１１７】
第５の実施形態では、画像合成部３６ｄは、複数の画像に基づいて、画素ごとに待ち時間（ＴＩ）に対して信号強度をプロットした信号強度曲線（ＴＩＣ）を生成し、当該信号強度曲線の最大傾斜（maximum  upslope：ＵＳ）を血流量として算出し、当該信号曲線の面積を血液量として算出する。また、画像合成部３６ｄは、ＴＩＣの最大値又は面積により所定の閾値処理を行うことで、血管信号を除去する。
【０１１８】
例えば、撮像対象が脳である場合には、血流量はＣＢＦ（Cerebral  Blood  Flow：脳血流量）で表され、血液量はＣＢＶ（Cerebral  Blood  Volume：脳血液量）で表される。以下では、血流パラメータとしてＣＢＦ及びＣＢＶを用いる場合を一例として説明する。具体的には、画像合成部３６ｄは、複数の画像に基づいて、画素ごとに待ち時間ＴＩに対して信号強度をプロットしたＴＩＣを生成し、ＴＩＣのＵＳをＣＢＦとして算出し、ＴＩＣの面積をＣＢＶ算出する。
【０１１９】
図１８は、第５の実施形態に係る画像合成を説明するための図である。例えば、画像合成部３６ｄは、まず、差分画像生成部３６ｃにより生成された複数の待ち時間ＴＩに対応する差分画像に対してＴ１緩和の補正を行う。その後、画像合成部３６ｄは、補正された各待ち時間ＴＩの差分画像に基づいて、画素ごとに待ち時間ＴＩに対してＡＳＬ信号強度をプロットしたＴＩＣを生成する。このとき、画像合成部３６ｄは、血管ＴＩＣ（図１８に示すＳｖｅｓｓｅｌ）と組織ＴＩＣ（図１８に示すＳｔｉｓｓｕｒｅ）とを生成する。
【０１２０】
なお、図１８に示す例では、ＴＩ１＝ＡＴ：（Ｓｔｉｓｓｕｅ≒０，  Ｓｖｅｓｓｅｌ＞＞０）であり、ＴＩ２＝ＡＴ＋ＭＴＴである。ここで、ＡＴはappearance（arrival）timeであり、ＭＴＴはmean  transit  timeである。
【０１２１】
組織ＴＩＣを生成した後に、画像合成部３６ｄは、生成した組織ＴＩＣのＵＳをＣＢＦとして算出する（図１８に示す点線を参照）。なお、このとき、画像合成部３６ｄは、必要に応じて、ＡＩＦの最大値ＰＨａを算出し、ＣＢＦ＝ＵＳ／ＰＨａとする。
【０１２２】
ここで、画像合成部３６ｄは、ＵＳのみでも絶対ＣＢＦに比例する値となるので、表示上は正常側半球での平均値で正規化するか、正常白質のＵＳ値、ＵＳ（ＷＭ）をＲＯＩにて測定し、ＣＢＦ（ＷＭ）＝２２ｍｌ／１００ｃｃ／ｍｉｎとして、個々のｖｏｘｅｌについてはＣＢＦ＝｛ＵＳ（ＷＭ）／ＣＢＦ（ＷＭ）｝＊ＵＳにより絶対化してもよい。
【０１２３】
また、ＣＢＶはｔａｇされた水が組織へは漏れない、すなわち「血管内トレーサ」を仮定する必要はあるが、組織内血管にトレーサ到達後の時間が短ければ（２〜３ｓｅｃ以内）、近似的にトレーサの組織への漏れは無視できる。そこで、例えば、画像合成部３６ｄは、組織ＴＩＣの面積を算出し、ＣＢＦと同様にＷＭのＡＣ＜ＡＣ（ＷＭ）とＣＢＶ（ＷＭ）＝４ｍｌ／ｃｃ１とから、ＣＢＶ＝｛ＡＣ（ＷＭ）／ＣＢＶ（ＷＭ）｝＊ＵＳにより絶対化してもよい。
【０１２４】
そして、画像合成部３６ｄは、生成したＴＩＣの解析を行って血流パラメータを算出し、算出した血流パラメータの値をマッピングした画像を合成画像として生成する。または、画像合成部３６ｄは、第１の実施形態で示した方法で画像を合成した後に、合成された画像の定量化を行う際に上記の方法を用いてもよい。
【０１２５】
上記実施形態によれば、ＳＣＡＳＬ法により複数の異なる待ち時間ＴＩでの時間分解能に優れたＡＳＬ画像により動態解析に適するのに加え、ＣＡＳＬ法に同等または以上のＳＮＲや定量性に優れたＡＳＬ画像が得られる。さらに、ＣＡＳＬ法やＰＣＡＳＬ法に比べＳＡＲを低減することができる。また、血管抑制もシーケンス上の追加であるｔａｇ後の待ち時間（ＰＬＤ）やｓａｔｕｒａｔｉｏｎ（ＴＥＣ）パルスなどを用いずに、すなわち無信号の血管信号を血管に充満させる無駄な時間を待たないで、待ち時間ＴＩの若い血管画像との画像間演算（差分）によりおこなうため、無駄な待ち時間が低減するため効率的に実現できる。
【０１２６】
なお、上記実施形態で説明した画像合成部３６ｄは、ＭＲＩ装置１００に接続された画像処理装置に備えられてもよい。その場合には、画像処理装置は、ＭＲＩ装置１００から画像を取得する画像取得部をさらに備える。この画像取得部は、被検体内を流れる流体の標識化を行うためのＲＦ波を前記被検体に少なくとも１回印加し、当該ＲＦ波が印加されてから所定の待ち時間が経過した後に前記流体が流れる撮像領域の磁気共鳴データを収集する撮像モードを前記待ち時間を変えながら複数回実行することで収集された磁気共鳴データから再構成された複数の異なる待ち時間それぞれに対応する複数の画像をＭＲＩ装置１００から取得する。そして、画像処理装置に備えられた画像合成部は、画像取得部により取得された画像を合成する。
【０１２７】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
【符号の説明】
【０１２８】
１００  ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置
３０  計算機システム
３２  画像再構成部
３６  制御部
３６ｂ  データ収集部
３６ｄ  画像合成部
【図１】
0005777425.tif 000002
【図６】
0005777425.tif 000003
【図７】
0005777425.tif 000004
【図８】
0005777425.tif 000005
【図９】
0005777425.tif 000006
【図１１】
0005777425.tif 000007
【図１２】
0005777425.tif 000008
【図１３】
0005777425.tif 000009
【図１４】
0005777425.tif 000010
【図１５】
0005777425.tif 000011
【図１６】
0005777425.tif 000012
【図１７】
0005777425.tif 000013
【図１８】
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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１０】
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