(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の撮像領域に流入する流体にタグパルスを印加した後に所定の時間間隔で前記撮像領域の第１のデータを収集するデータ収集、及び、前記タグパルスの印加の有無及び印加の位置の少なくとも一方を異ならせて前記撮像領域の第２のデータを収集するデータ収集のうち、少なくとも一方を行う収集部と、
前記第１のデータ及び前記第２のデータの少なくとも一方について、前記流体の縦磁化が正値となっているデータを用いて位相補正を行うことで、時相ごとに画像を生成する第１の生成部と、
前記時相ごとに生成された第１の画像を用いて時相方向に演算を行うことで、第２の画像を生成する第２の生成部と
を備える、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記収集部は、ＳＴＡＲ系又はＦＡＩＲ系の撮像法によりデータ収集を行う、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記第２の生成部は、時相方向に信号値を最大値投影、最小値投影又は平均することで前記第２の画像を生成する、
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２の生成部は、前記第１の画像に対して時相方向に重み付きフィルタを施した後に前記演算を行う、
請求項１、２又は３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記第２の生成部は、流体部分と背景組織部分とで異なる重み付きフィルタを施す、
請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記第２の生成部は、前記第１の画像に対してＴ１緩和補正を含むフィルタを施した後に前記演算を行う、
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】
前記第１の生成部は、さらに、第１のデータから生成された第１の画像と第２のデータから生成された第１の画像との間の差分画像、第１のデータから生成された第１の画像間の差分画像、又は、第２のデータから生成された第１の画像間の差分画像を時相ごとに生成する、
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】
前記収集部は、ＦＡＩＲ系の撮像法によりデータ収集を行い、
前記第２の生成部は、前記第１の画像を用いて時相方向に流体部分及び背景組織部分を含む範囲を解析することで、前記第２の画像としてＴ１マップを生成する、
請求項１〜７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９】
前記収集部は、前記被検体の生体信号に同期させてデータ収集を行い、
前記第２の生成部は、前記第１の画像を用いて時相方向に演算を行うことで、前記生体信号によって示される前記被検体の動きが反映された画像を前記第２の画像として生成する、
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。
【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】
従来、磁気共鳴イメージング装置による撮像法として、被検体の撮像領域に流入する流体を標識化するためのタグパルスを印加した後に撮像領域のデータを収集することで、被検体内を流れる流体を画像化する方法が知られている。また、かかる方法において、タグパルスの印加の有無や印加の位置を異ならせることで、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の双方を収集し、両画像の差分を用いて、背景組織の信号が抑制された流体の画像を得ることがある。この場合、コントロール画像は、例えば、単にタグ画像において印加したタグパルスを印加せずに収集された画像、あるいは、タグ画像において印加したタグパルスとは別の位置にタグパルスと同様のパルスを印加して収集された画像などである。なお、コントロール画像を得るために印加される、タグパルスと同様のパルスは、タグパルスと区別して、コントロールパルスなどと呼ばれることがある。また、上述したタグ画像やコントロール画像等の呼称は一例に過ぎない。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開２０１１−１８３１５２号公報
【特許文献２】特開２０１５−１１６４７４号公報
【非特許文献】
【０００４】
【非特許文献１】Wang  J.  et  al.、Simultaneous  Noncontrast  Angiography  and  intraPlaque  hemorrhage  (SNAP)  Imaging  for  Carotid  Atherosclerotic  Disease  Evaluation.  MRM69:337-345  (2013)
【非特許文献２】Kimura  T  et  al.  A  REAL-IR  3D  T1-WEIGHTED  BLACK-BLOOD  IMAGING  TECHNIQUE  COMBINING  WITH  WHITE-BLOOD.  Proc.  Intl.  Soc.  Mag.  Reson.  Med.  22  (2014)
【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、複数時相にわたる流体の動態に応じて流体及び背景組織がより良好に描出された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。
【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（Magnetic  Resonance  Imaging：ＭＲＩ）装置は、収集部と、第１の生成部とを備える。収集部は、被検体の撮像領域に流入する流体にタグパルスを印加した後に所定の時間間隔で前記撮像領域の第１のデータを収集するデータ収集、及び、前記タグパルスの印加の有無及び印加の位置の少なくとも一方を異ならせて前記撮像領域の第２のデータを収集するデータ収集のうち、少なくとも一方を行う。第１の生成部は、前記第１のデータ及び前記第２のデータの少なくとも一方について、前記流体の縦磁化が正値となっているデータを用いて位相補正を行うことで、時相ごとに画像を生成する。
【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、第１の実施形態に係るＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−Ｎ法の一例を示す図である。
【図３】図３は、第１の実施形態に係るＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−Ｎ法の一例を示す図である。
【図４】図４は、第１の実施形態に係るＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−Ｎ法の一例を示す図である。
【図５】図５は、第１の実施形態に係るＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−１法の一例を示す図である。
【図６】図６は、第１の実施形態に係るＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−１法の一例を示す図である。
【図７】図７は、第１の実施形態に係るＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−１法の一例を示す図である。
【図８】図８は、第１の実施形態に係るＳＴＥＰ＿ＦＡＩＲ＿Ｎ−Ｎ法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ＳＴＥＰ＿ＦＡＩＲ＿Ｎ−Ｎ法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ＳＴＥＰ＿ＦＡＩＲ＿Ｎ−Ｎ法の一例を示す図である。
【図１１】図１１は、第１の実施形態に係る第２の生成機能１５ｂによって用いられる重み付きフィルタの一例を示す図である。
【図１２】図１２は、第１の実施形態に係る第２の生成機能１５ｂによって用いられる重み付きフィルタの一例を示す図である。
【図１３】図１３は、第１の実施形態に係るＳＴＥＰ法の処理の流れ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Ｔ１緩和補正の一例を示す図である。
【図１５】図１５は、第２の実施形態に係るＳＴＥＰ法におけるｋ空間データと時間方向データとの関係の一例を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【０００８】
（第１の実施形態）
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。例えば、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、送信コイル４、送信回路５、受信コイル６、受信回路７、寝台８、入力回路９、ディスプレイ１０、記憶回路１１、処理回路１２〜１５を備える。
【０００９】
静磁場磁石１は、中空の略円筒形状（円筒の中心軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成され、内周側に形成される撮像空間に一様な静磁場を発生させる。例えば、静磁場磁石１は、永久磁石や超伝導磁石等によって実現される。
【００１０】
傾斜磁場コイル２は、中空の略円筒形状（円筒の中心軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成され、静磁場磁石１の内周側に配置される。傾斜磁場コイル２は、互いに直交するｘ軸、ｙ軸及びｚ軸それぞれに沿った傾斜磁場を発生させる３つのコイルを有する。ここで、ｘ軸、ｙ軸及びｚ軸は、ＭＲＩ装置１００に固有の装置座標系を構成する。例えば、ｘ軸の方向は、鉛直方向に設定され、ｙ軸の方向は、水平方向に設定される。また、ｚ軸の方向は、静磁場磁石１によって発生する静磁場の磁束の方向と同じに設定される。
【００１１】
傾斜磁場電源３は、傾斜磁場コイル２が有する３つのコイルそれぞれに個別に電流を供給することで、ｘ軸、ｙ軸及びｚ軸それぞれに沿った傾斜磁場を撮像空間に発生させる。ｘ軸、ｙ軸及びｚ軸それぞれに沿った傾斜磁場を適宜に発生させることによって、互いに直交するリードアウト方向、位相エンコード方向、及びスライス方向それぞれに沿った傾斜磁場を発生させることができる。ここで、リードアウト方向、位相エンコード方向、及びスライス方向それぞれに沿った軸は、撮像の対象となるスライス領域又はボリューム領域を規定するための論理座標系を構成する。なお、以下では、リードアウト方向に沿った傾斜磁場をリードアウト傾斜磁場と呼び、位相エンコード方向に沿った傾斜磁場を位相エンコード傾斜磁場と呼び、スライス方向に沿った傾斜磁場をスライス傾斜磁場と呼ぶ。
【００１２】
ここで、各傾斜磁場は、静磁場磁石１によって発生する静磁場に重畳され、磁気共鳴（Magnetic  Resonance：ＭＲ）信号に空間的な位置情報を付与するために用いられる。具体的には、リードアウト傾斜磁場は、リードアウト方向の位置に応じてＭＲ信号の周波数を変化させることで、ＭＲ信号にリードアウト方向に沿った位置情報を付与する。また、位相エンコード傾斜磁場は、位相エンコード方向に沿ってＭＲ信号の位相を変化させることで、ＭＲ信号に位相エンコード方向の位置情報を付与する。また、スライス傾斜磁場は、撮像領域がスライス領域の場合には、スライス領域の方向、厚さ、枚数を決めるために用いられ、撮像領域がボリューム領域である場合には、スライス方向の位置に応じてＭＲ信号の位相を変化させることで、ＭＲ信号にスライス方向に沿った位置情報を付与する。
【００１３】
送信コイル４は、撮像空間にＲＦパルスを印加するＲＦコイルである。具体的には、送信コイル４は、中空の略円筒形状（円筒の中心軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成され、傾斜磁場コイル２の内側に配置される。そして、送信コイル４は、送信回路５から出力されるＲＦ（Radio  Frequency）パルスを撮像空間に印加する。
【００１４】
送信回路５は、ラーモア周波数に対応するＲＦパルスを送信コイル４に出力する。例えば、送信回路５は、発振回路、位相選択回路、周波数変換回路、振幅変調回路、及び、ＲＦ増幅回路を有する。発振回路は、静磁場中に置かれた対象原子核に固有の共鳴周波数のＲＦパルスを発生する。位相選択回路は、発振回路から出力されるＲＦパルスの位相を選択する。周波数変換回路は、位相選択回路から出力されるＲＦパルスの周波数を変換する。振幅変調回路は、周波数変換回路から出力されるＲＦパルスの振幅を例えばｓｉｎｃ関数に従って変調する。ＲＦ増幅回路は、振幅変調回路から出力されるＲＦパルスを増幅して送信コイル４に出力する。
【００１５】
受信コイル６は、被検体Ｓから発せられるＭＲ信号を受信するＲＦコイルである。具体的には、受信コイル６は、撮像空間に置かれた被検体Ｓに装着され、送信コイル４によって印加されるＲＦ磁場の影響で被検体Ｓから発せられるＭＲ信号を受信する。また、受信コイル６は、受信したＭＲ信号を受信回路７へ出力する。例えば、受信コイル６には、撮像対象の部位ごとに専用のコイルが用いられる。ここでいう専用のコイルは、例えば、頭部用の受信コイル、頚部用の受信コイル、肩用の受信コイル、胸部用の受信コイル、腹部用の受信コイル、下肢用の受信コイル、脊椎用の受信コイル等である。
【００１６】
受信回路７は、受信コイル６から出力されるＭＲ信号に基づいてＭＲ信号データを生成し、生成したＭＲ信号データを処理回路１３に出力する。例えば、受信回路７は、選択回路、前段増幅回路、位相検波回路、及び、アナログデジタル変換回路を有する。選択回路は、受信コイル６から出力されるＭＲ信号を選択的に入力する。前段増幅回路は、選択回路から出力されるＭＲ信号を増幅する。位相検波回路は、前段増幅回路から出力されるＭＲ信号の位相を検波する。アナログデジタル変換回路は、位相検波回路から出力されるアナログ信号をデジタル信号に変換することでＭＲ信号データを生成し、生成したＭＲ信号データを処理回路１３に出力する。
【００１７】
なお、ここでは、送信コイル４がＲＦパルスを印加し、受信コイル６がＭＲ信号を受信する場合の例を説明するが、送信コイル及び受信コイルの形態はこれに限られない。例えば、送信コイル４が、ＭＲ信号を受信する受信機能をさらに有してもよい。また、受信コイル６が、ＲＦ磁場を印加する送信機能をさらに有してもよい。送信コイル４が受信機能を有している場合は、受信回路７は、送信コイル４によって受信されたＭＲ信号からもＭＲ信号データを生成する。また、受信コイル６が送信機能を有している場合は、送信回路５は、受信コイル６にもＲＦパルスを出力する。
【００１８】
寝台８は、被検体Ｓが載置される天板８ａを備え、被検体Ｓの撮像が行われる際に、静磁場磁石１及び傾斜磁場コイル２の内側に形成される撮像空間へ天板８ａを挿入する。例えば、寝台８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。
【００１９】
入力回路９は、操作者から各種指示及び各種情報の入力操作を受け付ける。具体的には、入力回路９は、処理回路１５に接続されており、操作者から受け付けた入力操作を電気信号に変換して処理回路１５へ出力する。例えば、入力回路９は、トラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード、タッチパネル等によって実現される。
【００２０】
ディスプレイ１０は、各種情報及び各種画像を表示する。具体的には、ディスプレイ１０は、処理回路１５に接続されており、処理回路１５から送られる各種情報及び各種画像のデータを表示用の電気信号に変換して出力する。例えば、ディスプレイ１０は、液晶モニタやＣＲＴ（Cathode  Ray  Tube）モニタ、タッチパネル等によって実現される。
【００２１】
記憶回路１１は、各種データを記憶する。具体的には、記憶回路１１は、ＭＲ信号データや画像データを被検体Ｓごとに記憶する。例えば、記憶回路１１は、ＲＡＭ（Random  Access  Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子やハードディスク、光ディスク等によって実現される。
【００２２】
処理回路１２は、寝台８の動作を制御する。例えば、処理回路１２は、プロセッサによって実現される。例えば、処理回路１２は、寝台制御機能１２ａを有する。寝台制御機能１２ａは、寝台８に接続され、制御用の電気信号を寝台８へ出力することで、寝台８の動作を制御する。例えば、寝台制御機能１２ａは、入力回路９を介して、天板８ａを長手方向、上下方向又は左右方向へ移動させる指示を操作者から受け付け、受け付けた指示に従って天板８ａを移動するように、寝台８が有する天板８ａの駆動機構を動作させる。
【００２３】
処理回路１３は、ＭＲＩ装置１００が有する各構成要素を制御することで、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。例えば、処理回路１３は、プロセッサによって実現される。例えば、処理回路１３は、設定機能１３ａを有する。設定機能１３ａは、入力回路９を介して操作者からパルスシーケンスに関する各種の撮像パラメータの入力を受け付け、受け付けた撮像パラメータに基づいてシーケンス実行データを生成する。そして、設定機能１３ａは、生成したシーケンス実行データを処理回路１４に送信することで、各種のパルスシーケンスを実行する。
【００２４】
ここで、シーケンス実行データは、ＭＲ信号データを収集するための手順を示すパルスシーケンスを定義した情報である。具体的には、シーケンス実行データは、傾斜磁場電源３が傾斜磁場コイル２に電流を供給するタイミング及び供給される電流の強さ、送信回路５が送信コイル４に供給するＲＦパルスの電流の強さや供給タイミング、受信回路７がＭＲ信号を検出する検出タイミング等を定義した情報である。
【００２５】
処理回路１４は、各種パルスシーケンスを実行することで、被検体Ｓのデータを収集する。例えば、処理回路１４は、プロセッサによって実現される。例えば、処理回路１４は、収集機能１４ａを有する。収集機能１４ａは、操作者によって設定された撮像条件に基づいて、各種パルスシーケンスを実行する。具体的には、収集機能１４ａは、処理回路１２から出力されるシーケンス実行データに基づいて傾斜磁場電源３、送信回路５及び受信回路７を駆動することで、各種パルスシーケンスを実行する。
【００２６】
また、収集機能１４ａは、各種パルスシーケンスを実行した結果として、受信回路７からＭＲ信号データを受信し、受信したＭＲ信号データを記憶回路１１に格納する。なお、収集機能１４ａによって受信されたＭＲ信号データの集合は、前述したリードアウト傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、及びスライス傾斜磁場によって付与された位置情報に応じて２次元又は３次元に配列されることで、ｋ空間を構成するデータとして記憶回路１１に格納される。
【００２７】
処理回路１５は、画像再構成処理や画像生成処理等の各種データ処理を行う。例えば、処理回路１５は、プロセッサによって実現される。例えば、処理回路１５は、第１の生成機能１５ａと、第２の生成機能１５ｂとを有する。なお、第１の生成機能１５ａ及び第２の生成機能１５ｂについては、後に詳細に説明する。
【００２８】
以上、本実施形態に係る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、例えば、ＡＳＬ（Arterial  Spin  Labeling）法をベースとした撮像法により、被検体内を流れる流体を画像化する機能を有する。なお、以下では、撮像対象が血液である場合の例を説明するが、撮像対象の流体は血液に限られない。例えば、本実施形態は、脳脊髄液（CerebroSpinal  Fluid：ＣＳＦ）や胆汁、リンパ液が撮像対象である場合でも、対象の動きの速さに合わせて制御する必要はあるが、同様に実施することが可能である。
【００２９】
例えば、血管壁画像を得るＶＷＩ（Vessel  Wall  Imaging）として、ＰＳＩＲ（Phase  sensitive  IR)法と呼ばれる撮像法がある。ＰＳＩＲ法では、血管内を負信号にしたＢＢ（Black  Blood）画像を生成することで、良好なＣＮＲ（Contrast  to  Noise  Ratio）の画像が得られる。ＰＳＩＲ法では、ＭＰＲＡＧＥ（Magnetization  Prepared  Rapid  Gradient  Echo）シーケンスによって血液の縦磁化Ｍｚが負になるＴＩ（Inversion  Time）でデータが収集され、そのデータの背景位相の補正用として、ＴＩを長くすることで血液を正信号にした画像が用いられる（すなわち、２つのＴＩの画像が用いられる）。また、ＰＳＩＲ法の応用として、ＳＮＡＰ（Simultaneous  Noncontrast  Angiography  and  intraPlaque  hemorrhage）法と呼ばれる撮像法がある。ＳＮＡＰ法では、ＰＳＩＲ法によって得られるＢＢ画像に加えて、その輝度を反転してＭＩＰ（Maximum  Intensity  Projection）処理を施すことで、血管内を正信号にした画像がＷＢ（White  Blood）画像として提供される。しかし、これらの撮像法によって得られるＢＢ画像はあくまで単一のＴＩのものであるため、背景組織（実質組織とも呼ばれる）のＴ１Ｗ（T1  Weighted）画像としては最適でない場合が多い。また、ＳＮＡＰ法で得られるＢＢ画像の輝度を反転した画像は、ＷＢ画像としてはＣＮＲが不足していることや、ＢＢ画像に合わせたＴＩでは標識化された血管が抹消血管に流入するには短いため、細い血管の描出が難しい。
【００３０】
また、ＳＮＡＰ法を改良した方法として、ＭＰＲＡＧＥシーケンスによって単一のＴＩのデータを収集し、別途撮像したＴＯＦ画像を背景位相の補正用に用いる方法もある。しかし、この方法でも、ＳＮＡＰ法と比べると新たに収集する位相補正用のデータは削減できるが、単一時相の画像が得られるだけであるため、血管が流速やスライス方向の位置に依存して画像全体にＢＢとして描出されない場合もある。
【００３１】
このようなことから、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、複数時相にわたる血液の動態に応じて血液及び背景組織がより良好に描出された画像を得ることができるように構成されている。
【００３２】
具体的には、処理回路１４の収集機能１４ａが、被検体の撮像領域に流入する血液にタグパルスを印加した後に所定の時間間隔で撮像領域のデータを収集するタグモードのデータ収集、及び、タグパルスの印加の有無や印加の位置を異ならせて所定の時間間隔で撮像領域のデータを収集するコントロールモードのデータ収集の少なくとも一方を行う。また、処理回路１５の第１の生成機能１５ａは、タグモードで収集されたデータ及びコントロールモードで収集されたデータの少なくとも一方について、血液の縦磁化Ｍｚが正となっているデータを用いて位相補正を行うことで、時相ごとにＢＢ画像を生成する。また、第２の生成機能１５ｂは、時相ごとに生成されたＢＢ画像を用いて時相方向に演算を行うことで、計算画像を生成する。
【００３３】
以下では、このような撮像法をＳＴＥＰ（Simultaneous  Time-Encoding  for  Bipolar  MRA）法と命名した。
【００３４】
なお、収集機能１４ａは、特許請求の範囲における収集部の一例である。また、第１の生成機能１５ａは、特許請求の範囲における第１の生成部の一例である。また、第２の生成機能１５ｂは、特許請求の範囲における第２の生成部の一例である。
【００３５】
ここで、収集機能１４ａが複数時相のデータを収集する方法としては、各種の撮像法を用いることができる。例えば、ＡＳＬ（Arterial  Spin  Labeling）法を用いることができる。例えば、ＰＡＳＬ（Pulsed  ASL）法やＣＡＳＬ（Continuous  ASL）法、ｐＣＡＳＬ（Pseudo-Continuous  ASL）法を用いることができる。ＰＡＳＬ法はパルス波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、短いパルス波を多数用いる方法である。また、タグパルスの種類としては、空間的なタグパルスや、速度選択的なタグパルス、加速度選択的なパルスを用いることができる。
【００３６】
本実施形態では、収集機能１４ａは、ＡＳＬ（Arterial  Spin  Labeling）法の一種であるＳＴＡＲ（signal  targeting  with  alternating  radiofrequency）系又はＦＡＩＲ（flow-sensitive  alternating  inversion  recovery）系の撮像法によりデータ収集を行う。なお、本実施形態では、収集機能１４ａは、ＳＴＡＲ系の撮像法の１つであるＡＳＴＡＲ（signal  targeting  with  alternating  radio  frequency  with  asymmetric  inversion  slab）法によりデータ収集を行う。
【００３７】
ＡＳＬ法では、被検体の撮像領域に流入する血液にタグパルスを印加した後に所定の待ち時間（以下、ＴＩと表す）が経過した時点で撮像領域のデータを収集するタグモードのデータ収集と、タグパルスの印加の有無や印加の位置を異ならせて撮像領域のデータを収集するコントロールモードのデータ収集とが行われる。ここで、タグパルスとは、縦磁化が負の値になるＲＦパルスである。例えば、タグパルスは、フリップ角が９０°より大きいＲＦパルスであり、より具体的な例としては、フリップ角が１８０°の反転パルスである。そして、タグモードで収集されたデータに基づいてタグ画像が生成され、コントロールモードで収集されたデータに基づいてコントロール画像が生成され、これらの画像を差分することで、撮像対象の血液が描出された画像が生成される。コントロール画像は、例えば、単にタグ画像において印加したタグパルスを印加せずに収集された画像、あるいは、タグ画像において印加したタグパルスとは別の位置にタグパルスと同様のパルスを印加して収集された画像などである。なお、コントロール画像を得るために印加される、タグパルスと同様のパルスは、タグパルスと区別して、コントロールパルスなどと呼ばれることがある。また、上述したタグ画像やコントロール画像等の呼称は一例に過ぎない。
【００３８】
ここで、ＳＴＡＲ系の撮像法では、タグモードにおいて、被検体の撮像領域に流入する血液の上流部分にタグパルスが印加される。さらに、ＡＳＴＡＲ法では、コントロールモードにおいて、ＭＴ（Magnetization  Transfer）効果をキャンセルするために、血液に影響を与えない位置にタグパルスと同様のコントロールパルスが印加される。一方、ＦＡＩＲ系の撮像法では、タグモードにおいて、被検体の撮像領域に流入する血液の上流部分及び撮像領域を含む範囲にタグパルスが印加され、コントロールモードにおいて、撮像領域を含む範囲にコントロールパルスが印加される。
【００３９】
このようなＡＳＬ法によるデータ収集を、ＴＩを変えながら複数回行うことによって、複数時相で血液の画像を得ることができる。例えば、タグモードのデータ収集とコントロールモードのデータ収集とを連続的に行う場合には、ＨＥ（Hadamard  Encode）法を用いることができる。
【００４０】
また、本実施形態では、第１の生成機能１５ａが、さらに、タグモードで収集されたデータから生成された画像とコントロールモードで収集されたデータから生成された画像との間の差分画像、タグモードで収集されたデータから生成された画像間の差分画像、又は、コントロールモードで収集されたデータから生成された画像間の差分画像を時相ごとに生成する。
【００４１】
ここで、第１の生成機能１５ａが画像を差分する方法としても、各種の差分法を用いることができる。例えば、複数時相のタグ画像及びコントロール画像を時相ごとの組み合わせで差分するＮ−Ｎ法や、タグ画像及びコントロール画像の一方のみを複数時相で収集し、複数時相の画像のうちのいずれか１つの時相の画像と、各時相の画像とを差分するＮ−１差分法を用いることができる。
【００４２】
本実施形態で説明するＳＴＥＰ法では、上述した撮像法及び差分法の様々な組み合わせを用いることができる。以下では、最も典型的な例として、ＡＳＴＡＲ法とＮ−Ｎ差分法とを用いたＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−Ｎ法、ＡＳＴＡＲ法とＮ−１差分法とを用いたＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−１法、及び、ＦＡＩＲ系の撮像法とＮ−Ｎ差分法とを用いたＳＴＥＰ＿ＦＡＩＲ＿Ｎ−Ｎ法について説明する。
【００４３】
まず、ＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−Ｎ法について説明する。ＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−Ｎ法では、複数のＴ１それぞれについて、タグ画像とコントロール画像とが生成され、ＴＩごとに、タグ画像とコントロール画像との差分画像が血液画像（ＡＳＬ画像）として生成される。
【００４４】
図２〜４は、第１の実施形態に係るＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−Ｎ法の一例を示す図である。例えば、図２に示すように、ＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−Ｎ法では、撮像領域２１に流入する血液Ｂの上流部分にタグパルスの印加領域２２が設定される。また、撮像領域２１に対してタグパルスの印加領域２２とは反対の位置にコントロールパルスの印加領域２３が設定される。ここで、撮像領域２１、印加領域２２及び２３の各領域は、設定機能１３ａによって設定される。
【００４５】
そして、収集機能１４ａが、ＴＩ1、ＴＩ2、ＴＩ3、・・・ＴＩN-1、ＴＩNそれぞれについて、タグモードのデータ収集とコントロールモードのデータ収集とを行う。ここで、ＴＩ1＜ＴＩ2＜ＴＩ3＜・・・＜ＴＩN-1＜ＴＩNである。
【００４６】
例えば、図３の上側に示すように、収集機能１４ａは、タグモードのデータ収集として、タグパルスの印加領域２２にタグパルス（Ｔａｇ−ＩＲ）を印加した後に、ＴＩ1が経過した時点で、撮像領域２１のデータ収集（ｒｅａｄ−ｏｕｔ）を行う。その後、収集機能１４ａは、ＴＩをＴＩ2、ＴＩ3、・・・ＴＩN-1、ＴＩNと順に変えながら、ＴＩごとに、タグモードのデータ収集を行う。また、収集機能１４ａは、コントロールモードのデータ収集として、コントロールパルスの印加領域２３にタグパルスと同様のコントロールパルス（Ｃｏｎｔｒｏｌ−ＩＲ）を印加した後に、ＴＩ1が経過した時点で、撮像領域２１のデータ収集を行う。その後、収集機能１４ａは、ＴＩをＴＩ2、ＴＩ3、・・・ＴＩN-1、ＴＩNと順に変えながら、ＴＩごとに、コントロールモードのデータ収集を行う。なお、図３に示す例は、タグパルスのフリップ角ＦＡtagをＦＡtag＝１８０°とした場合を示している。
【００４７】
このとき、例えば、図３の下側に示すように、タグモードでは、タグパルスによって標識化された血液は、ＴＩが長くなるにつれて、縦磁化Ｍｚが反転された状態から徐々に緩和しながら撮像領域２１に流入する（図３に示すｔａｇｇｅｄ  ｂｌｏｏｄ）。また、コントロールモードでは、飽和した血液が常に撮像領域２１に流入するため、血液の縦磁化Ｍｚは常に飽和した状態となる（図３に示すｃｏｎｔｒｏｌ  ｂｌｏｏｄ）。一方、背景組織の縦磁化Ｍｚは、タグパルスによって反転されないため、データ収集（ｒｅａｄ−ｏｕｔ）の空き時間やＭＴ効果による差はあるものの、タグモードとコントロールモードとで略同じになる（図３に示すｓｔａｔｉｏｎａｒｙ  ｔｉｓｓｕｅ）。このため、タグ画像とコントロール画像とが差分されたときには、背景組織部分の信号値が抑制され、血液部分が強調された画像が得られる。
【００４８】
なお、例えば、収集機能１４ａは、ｋ空間のサイズに応じて、ｋ空間を複数の領域に分割し、分割した領域ごとにＴＩ1〜ＴＩNのデータ収集を行う。例えば、収集機能１４ａは、所定の時間（Ｔrepeat）の間隔で、分割した領域ごとにＴＩ1〜ＴＩNのデータ収集を繰り返す。
【００４９】
続いて、第１の生成機能１５ａが、収集機能１４ａによって収集されたデータについて、収集された複数時相のデータのうち血液の縦磁化が正となっているデータを用いて位相補正を行うことで、時相ごとにＢＢ画像を生成する。ここで、ＢＢ画像は、血管内が負信号となったＴ１Ｗ画像として生成される。なお、以下では、時相をｉで表し、ＴＩ1，・・・，ＴＩNに対応する時相をそれぞれｉ＝１，・・・，Ｎとする。
【００５０】
ここで、位相補正とは、静磁場の不均一性や傾斜磁場の渦電流、傾斜磁場の静磁場方向以外の成分(Ｍａｘｗｅｌｌ  ｔｅｒｍ)等に起因してシフトした信号の位相を補正することである。この位相補正は、背景（静止）組織の位相分布とみなせる位相データを用いて行われる。この位相補正を行うことで、タグパルスによって反転された血液の信号値の符号を再現することができる。
【００５１】
例えば、図４の上側に示すように、第１の生成機能１５ａは、時相ごとに、タグモードで収集されたデータをフーリエ変換等の画像再構成を行うことで、タグ画像Ｓtag（ＴＩi）を生成する。また、第１の生成機能１５ａは、時相ごとに、コントロールモードで収集されたデータをフーリエ変換することで、コントロール画像Ｓcont（ＴＩi）を生成する。なお、タグ画像Ｓtag（ＴＩi）及びコントロール画像Ｓcont（ＴＩi）は、それぞれ複素画像として生成される。
【００５２】
その後、第１の生成機能１５ａは、時相ごとに、タグ画像Ｓtag（ＴＩi）に対して位相補正を行う。また、第１の生成機能１５ａは、時相ごとに、位相補正後のタグ画像からリアル画像を生成することによって、ＢＢ画像Ｓtag.cor（ＴＩi）を生成する。このとき、第１の生成機能１５ａは、位相補正用の位相データとして、複数のコントロール画像Ｓcont（ＴＩi）のうち血液の縦磁化が正となっているコントロール画像を用いる。ここでは、一例として、第１の生成機能１５ａは、血液の縦磁化が正となっている可能性が最も高い最終時相Ｎのコントロール画像Ｓcont（ＴＩN）を用いる。
【００５３】
例えば、図４の下側に示すように、第１の生成機能１５ａは、以下に示す式（１）により、タグ画像Ｓtag（ＴＩi）からＢＢ画像Ｓtag.cor（ＴＩi）を生成する。なお、式（１）において、Ｓcontは位相補正用の位相データであり、Ｓcont＝Ｓcont（ＴＩN）である。
【００５４】
Ｓtag.cor（ＴＩi）＝Ｒｅａｌ［Ｓtag（ＴＩi）＊Ｃｏｎｊ（Ｓcont）／｜Ｓcont｜］
・・・（１）
【００５５】
その後、第１の生成機能１５ａは、時相ごとに、ＢＢ画像Ｓtag.cor（ＴＩi）とコントロール画像Ｓcont（ＴＩi）とを差分することで、血液画像Ｓasl（ＴＩi）を生成する。
【００５６】
例えば、図４の下側に示すように、第１の生成機能１５ａは、以下に示す式（２）により、ＢＢ画像Ｓtag.cor（ＴＩi）とコントロール画像Ｓcont（ＴＩi）とから血液画像Ｓasl（ＴＩi）を生成する。
【００５７】
Ｓasl（ＴＩi）＝｜Ｓcont（ＴＩi）｜−Ｓtag.cor（ＴＩi）      ・・・（２）
【００５８】
そして、第１の生成機能１５ａは、生成した各画像を記憶回路１１に保存し、操作者からの要求に応じて、要求された画像を記憶回路１１から読み出してディスプレイ１０に出力する。
【００５９】
なお、上述した例では、タグモードのデータ収集とコントロールモードのデータ収集とを交互に行うこととしたが、実施形態はこれに限られない。例えば、収集機能１４ａは、全てのＴＩについてタグモードのデータ収集を行った後に、全てのＴＩについてコントロールモードのデータ収集を行ってもよい。また、収集機能１４ａは、これとは逆に、全てのＴＩについてコントロールモードのデータ収集を行った後に、全てのＴＩについてタグモードのデータ収集を行ってもよい。
【００６０】
また、上述した例では、１つのタグパルス又はコントロールパルスで複数回のデータ収集を連続して行うこととしたが、実施形態はこれに限られない。例えば、収集機能１４ａは、ＴＩごとに、１つのタグパルス又はコントロールパルスで１つの時相のデータ収集を連続して行ってもよい。
【００６１】
また、上述した例では、全ての時相について位相補正を行う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、タグパルスのフリップ角ＦＡtagがＦＡtag＜９０°である場合や、９０°＜ＦＡtag＜１８０°であっても血管の信号値が正となるような長いＴＩの場合は、位相補正は必ずしも行われなくてもよい。
【００６２】
また、上述した例では、位相補正用の位相データとして最終時相のコントロール画像を用いることとしたが、実施形態はこれに限られない。前述したように、ＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−Ｎ法のコントロールモードでは、飽和した血液が常に撮像領域に流入することになるため、各時相で生成されるコントロール画像は全て同等とみなせる。そのため、位相補正用の位相データとしては、どの時相のコントロール画像が用いられてもよい。また、例えば、位相補正用の位相データとして、別途収集されたＴＯＦ画像が用いられてもよい。その場合には、例えば、縦磁化が正となるデータが収集されるまで待つ必要がなくなるため、Ｔrepeatを短くすることができる。
【００６３】
次に、ＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−１法について説明する。ＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−１法では、複数のＴ１それぞれについて、タグ画像が生成され、時相ごとに、最終時相のタグ画像と各時相のタグ画像との差分画像が血液画像（ＡＳＬ画像）として生成される。
【００６４】
図５〜７は、第１の実施形態に係るＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−１法の一例を示す図である。例えば、図５に示すように、ＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−１法では、撮像領域５１に流入する血液Ｂの上流部分にタグパルスの印加領域５２が設定される。ここで、撮像領域５１及び印加領域５２の各領域は、設定機能１３ａによって設定される。
【００６５】
そして、収集機能１４ａが、ＴＩ1、ＴＩ2、ＴＩ3、・・・ＴＩN-1、ＴＩNそれぞれについて、タグモードのデータ収集を行う。ここで、ＴＩ1＜ＴＩ2＜ＴＩ3＜・・・＜ＴＩN-1＜ＴＩNである。
【００６６】
例えば、図６の上側に示すように、収集機能１４ａは、タグモードのデータ収集として、タグパルスの印加領域５２にタグパルス（Ｔａｇ−ＩＲ）を印加した後に、ＴＩ1が経過した時点で、撮像領域５１のデータ収集（ｒｅａｄ−ｏｕｔ）を行う。その後、収集機能１４ａは、ＴＩをＴＩ2、ＴＩ3、・・・ＴＩN-1、ＴＩNと順に変えながら、ＴＩごとに、タグモードのデータ収集を行う。なお、図６に示す例は、タグパルスのフリップ角ＦＡtagをＦＡtag＝１８０°とした場合を示している。
【００６７】
このとき、例えば、図６の下側に示すように、タグモードでは、タグパルスによって標識化された血液は、ＴＩが長くなるにつれて、縦磁化Ｍｚが反転された状態から徐々に緩和しながら撮像領域２１に流入する（図６に示すｔａｇｇｅｄ  ｂｌｏｏｄ）。ここで、最終時相Ｎにおいて血液の縦磁化Ｍｚが略飽和しきっており、かつ、時相方向における背景組織の信号強度の変動が無視できれば、最終時相Ｎのタグ画像をコントロール画像として代用することができる。これにより、タグ画像及びコントロール画像の両方を同じ数だけ収集する場合と比べて、略１／２の時間でデータ収集を行うことができる。
【００６８】
なお、例えば、収集機能１４ａは、ｋ空間のサイズに応じて、ｋ空間を複数の領域に分割し、分割した領域ごとにＴＩ1〜ＴＩNのデータ収集を行う。例えば、収集機能１４ａは、所定の時間（Ｔrepeat）の間隔で、分割した領域ごとにＴＩ1〜ＴＩNのデータ収集を繰り返す。
【００６９】
続いて、第１の生成機能１５ａが、収集機能によって収集されたデータについて、収集された複数時相のデータのうち血液の縦磁化が正となっているデータを用いて位相補正を行うことで、時相ごとにＢＢ画像を生成する。ここで、ＢＢ画像は、血管内が負信号となったＴ１Ｗ画像として生成される。なお、以下では、時相をｉで表し、ＴＩ1，・・・，ＴＩNに対応する時相をそれぞれｉ＝１，・・・，Ｎとする。
【００７０】
例えば、図７の上側に示すように、第１の生成機能１５ａは、時相ごとに、タグモードで収集されたデータをフーリエ変換等の画像再構成を行うことで、タグ画像Ｓtag（ＴＩi）を生成する。なお、タグ画像Ｓtag（ＴＩi）は、それぞれ複素画像として生成される。
【００７１】
その後、第１の生成機能１５ａは、時相ごとに、タグ画像Ｓtag（ＴＩi）に対して位相補正を行う。また、第１の生成機能１５ａは、時相ごとに、位相補正後のタグ画像からリアル画像を生成することによって、ＢＢ画像Ｓtag.cor（ＴＩi）を生成する。このとき、第１の生成機能１５ａは、位相補正用の位相データとして、複数のタグ画像Ｓtag（ＴＩi）のうち血液の縦磁化が正となっているタグ画像を用いる。ここでは、一例として、第１の生成機能１５ａは、血液の縦磁化が正となっている可能性が最も高い最終時相Ｎのタグ画像Ｓtag（ＴＩN）を用いる。
【００７２】
例えば、図７の下側に示すように、第１の生成機能１５ａは、以下に示す式（３）により、タグ画像Ｓtag（ＴＩi）からＢＢ画像Ｓtag.cor（ＴＩi）を生成する。なお、式（３）において、Ｓcontは位相補正用の位相データであり、Ｓcont＝Ｓtag（ＴＩN）である。
【００７３】
Ｓtag.cor（ＴＩi）＝Ｒｅａｌ［Ｓtag（ＴＩi）＊Ｃｏｎｊ（Ｓcont）／｜Ｓcont｜］
・・・（３）
【００７４】
その後、第１の生成機能１５ａは、時相ごとに、タグ画像Ｓtag（ＴＩi）から生成したＢＢ画像Ｓtag.cor（ＴＩi）と、最終時相Ｎのタグ画像Ｓtag（ＴＩN）とを差分することで、血液画像Ｓasl（ＴＩi）を生成する。
【００７５】
例えば、図７の下側に示すように、第１の生成機能１５ａは、以下に示す式（４）により、ＢＢ画像Ｓtag.cor（ＴＩi）とタグ画像Ｓtag（ＴＩN）とから血液画像Ｓasl（ＴＩi）を生成する。なお、式（４）において、Ｓcontは差分用のコントロール画像であり、Ｓcont＝Ｓtag（ＴＩN）である。
【００７６】
Ｓasl（ＴＩi）＝｜Ｓcont｜−Ｓtag.cor（ＴＩi）              ・・・（４）
【００７７】
そして、第１の生成機能１５ａは、生成した各画像を記憶回路１１に保存し、操作者からの要求に応じて、要求された画像を記憶回路１１から読み出してディスプレイ１０に出力する。
【００７８】
なお、上述した例では、１つのタグパルスで複数回のデータ収集を連続して行うこととしたが、実施形態はこれに限られない。例えば、収集機能１４ａは、ＴＩごとに、１つのタグパルスで１つの時相のデータ収集を行ってもよい。
【００７９】
また、上述した例では、全ての時相について位相補正を行う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、タグパルスのフリップ角ＦＡtagがＦＡtag＜９０°である場合や、９０°＜ＦＡtag＜１８０°であっても血管の信号値が正となるような長いＴＩの場合は、位相補正は必ずしも行わなくてよく、絶対値画像としてもよい。
【００８０】
また、上述した例では、位相補正用の位相データとして最終時相のタグ画像を用いることとしたが、実施形態はこれに限られない。例えば、血液の縦磁化が正となっていれば、位相補正用の位相データとして、他の時相のタグ画像が用いられてもよい。また、例えば、位相補正用の位相データとして、別途収集されたＴＯＦ画像が用いられてもよい。その場合には、例えば、縦磁化が正となるデータが収集されるまで待つ必要がなくなるため、Ｔrepeatを短くすることができる。
【００８１】
また、上述した例では、位相補正用の位相データ及び差分用のコントロール画像の両方に最終時相のタグ画像を用いることとしたが、実施形態はこれに限られない。例えば、位相補正用の位相データと差分用のコントロール画像とで別の時相のタグ画像が用いられてもよい。また、例えば、位相補正用の位相データには別途収集されたＴＯＦ画像が用いられ、差分用のコントロール画像には最終時相のタグ画像を用いられるとしてもよい。
【００８２】
次に、ＳＴＥＰ＿ＦＡＩＲ＿Ｎ−Ｎ法について説明する。ＳＴＥＰ＿ＦＡＩＲ＿Ｎ−Ｎ法では、複数のＴ１それぞれについて、タグ画像とコントロール画像とが生成され、ＴＩごとに、タグ画像とコントロール画像との差分画像が血液画像（ＡＳＬ画像）として生成される。
【００８３】
図８〜１０は、第１の実施形態に係るＳＴＥＰ＿ＦＡＩＲ＿Ｎ−Ｎ法の一例を示す図である。例えば、図８に示すように、ＳＴＥＰ＿ＦＡＩＲ＿Ｎ−Ｎ法では、被検体の撮像領域８１に流入する血液Ｂの上流部分及び撮像領域８１を含むようにタグパルスの印加領域８２が設定される。ここで、例えば、タグパルスの印加領域８２は、血液Ｂの上流部分及び撮像領域８１を含む十分に広い大きさに設定される。なお、例えば、タグパルスは、領域を非選択にして印加されてもよい。また、撮像領域８１を含むようにコントロールパルスの印加領域８３が設定される。ここで、例えば、コントロールパルスの印加領域８３は、撮像領域８１のみを包含する程度の大きさに設定され、タグパルスの印加領域８２よりも狭い大きさに設定される。ここで、撮像領域８１、印加領域８２及び８３の各領域は、設定機能１３ａによって設定される。
【００８４】
そして、収集機能１４ａが、ＴＩ1、ＴＩ2、ＴＩ3、・・・ＴＩN-1、ＴＩNそれぞれについて、タグモードのデータ収集とコントロールモードのデータ収集とを行う。ここで、ＴＩ1＜ＴＩ2＜ＴＩ3＜・・・＜ＴＩN-1＜ＴＩNである。
【００８５】
例えば、図９の上側に示すように、収集機能１４ａは、タグモードのデータ収集として、タグパルスの印加領域８２にタグパルス（Ｔａｇ−ＩＲ）を印加した後に、ＴＩ1が経過した時点で、撮像領域８１のデータ収集（ｒｅａｄ−ｏｕｔ）を行う。その後、収集機能１４ａは、ＴＩをＴＩ2、ＴＩ3、・・・ＴＩN-1、ＴＩNと順に変えながら、ＴＩごとに、タグモードのデータ収集を行う。また、収集機能１４ａは、コントロールモードのデータ収集として、コントロールパルスの印加領域８３にタグパルスと同様のコントロールパルス（Ｃｏｎｔｒｏｌ−ＩＲ）を印加した後に、ＴＩ1が経過した時点で、撮像領域８１のデータ収集を行う。その後、収集機能１４ａは、ＴＩをＴＩ2、ＴＩ3、・・・ＴＩN-1、ＴＩNと順に変えながら、ＴＩごとに、コントロールモードのデータ収集を行う。なお、図９に示す例は、タグパルスのフリップ角ＦＡtag及びコントロールパルスのフリップ角ＦＡcontをＦＡtag＝ＦＡcont＝１８０°とした場合を示している。
【００８６】
このとき、例えば、図９の下側に示すように、タグモードでは、タグパルスによって標識化された血液は、ＴＩが長くなるにつれて、縦磁化Ｍｚが反転された状態から徐々に緩和しながら撮像領域８１に流入する（図９に示すｔａｇｇｅｄ  ｂｌｏｏｄ）。また、コントロールモードでは、飽和した血液が撮像領域８１に流入するため、コントロールパルスによって反転された血液の縦磁化Ｍｚは直ちに飽和状態まで緩和する（図９に示すｃｏｎｔｒｏｌ  ｂｌｏｏｄ）。一方、背景組織の縦磁化Ｍｚは、タグモードとコントロールモードとで同様に反転されるため、略同じになる（図９に示すｓｔａｔｉｏｎａｒｙ  ｔｉｓｓｕｅ）。そのため、タグ画像とコントロール画像とが差分されたときには、背景組織部分の信号値が抑制され、血液部分が強調された画像が得られる。
【００８７】
なお、例えば、収集機能１４ａは、ｋ空間のサイズに応じて、ｋ空間を複数の領域に分割し、分割した領域ごとにＴＩ1〜ＴＩNのデータ収集を行う。例えば、収集機能１４ａは、所定の時間（Ｔrepeat）の間隔で、分割した領域ごとにＴＩ1〜ＴＩNのデータ収集を繰り返す。
【００８８】
続いて、第１の生成機能１５ａが、収集機能によって収集されたデータについて、収集された複数時相のデータのうち血液の縦磁化が正となっているデータを用いて位相補正を行うことで、時相ごとにＢＢ画像を生成する。ここで、ＢＢ画像は、血管内が負信号となったＴ１Ｗ画像として生成される。なお、以下では、時相をｉで表し、ＴＩ1，・・・，ＴＩNに対応する時相をそれぞれｉ＝１，・・・，Ｎとする。
【００８９】
例えば、図１０の上側に示すように、第１の生成機能１５ａは、時相ごとに、タグモードで収集されたデータをフーリエ変換することで、タグ画像Ｓtag（ＴＩi）を生成する。また、第１の生成機能１５ａは、時相ごとに、コントロールモードで収集されたデータをフーリエ変換することで、コントロール画像Ｓcont（ＴＩi）を生成する。なお、タグ画像Ｓtag（ＴＩi）及びコントロール画像Ｓcont（ＴＩi）は、それぞれ複素画像として生成される。
【００９０】
その後、第１の生成機能１５ａは、時相ごとに、タグ画像Ｓtag（ＴＩi）及びコントロール画像Ｓcont（ＴＩi）それぞれに対して位相補正を行う。また、第１の生成機能１５ａは、時相ごとに、位相補正後のタグ画像及びコントロール画像それぞれからリアル画像を生成することによって、ＢＢ画像Ｓtag.cor（ＴＩi）及び補正コントロール画像Ｓcont.cor（ＴＩi）を生成する。このとき、第１の生成機能１５ａは、位相補正用の位相データとして、複数のコントロール画像Ｓcont（ＴＩi）のうち血液の縦磁化が正となっているコントロール画像を用いる。ここでは、一例として、第１の生成機能１５ａは、血液の縦磁化が正となっている可能性が最も高い最終時相Ｎのコントロール画像Ｓcont（ＴＩN）を用いる。
【００９１】
例えば、図１０の下側に示すように、第１の生成機能１５ａは、以下に示す式（５）及び（６）により、タグ画像Ｓtag（ＴＩi）及びコントロール画像Ｓcont（ＴＩi）からＢＢ画像Ｓtag.cor（ＴＩi）及び補正コントロール画像Ｓcont.cor（ＴＩi）を生成する。なお、式（５）及び（６）において、Ｓcontは位相補正用の位相データであり、Ｓcont＝Ｓcont（ＴＩN）である。
【００９２】
Ｓtag.cor（ＴＩi）＝Ｒｅａｌ［Ｓtag（ＴＩi）＊Ｃｏｎｊ（Ｓcont）／｜Ｓcont｜］
・・・（５）
Ｓcont.cor（ＴＩi）＝Ｒｅａｌ［Ｓcont（ＴＩi）＊Ｃｏｎｊ（Ｓcont）／｜Ｓcont｜］
・・・（６）
【００９３】
このように、ＳＴＥＰ＿ＦＡＩＲ＿Ｎ−Ｎ法では、タグ画像Ｓtag（ＴＩi）及びコントロール画像Ｓcont（ＴＩi）の両方に対して位相補正が行われる。これにより、血液の信号値及び背景組織の信号値の両方の符号が再現される。
【００９４】
その後、第１の生成機能１５ａは、時相ごとに、タグ画像Ｓtag（ＴＩi）から生成したＢＢ画像Ｓtag.cor（ＴＩi）と補正コントロール画像Ｓcont.cor（ＴＩi）とを差分することで、血液画像Ｓasl（ＴＩi）を生成する。
【００９５】
例えば、図１０の下側に示すように、第１の生成機能１５ａは、以下に示す式（７）により、ＢＢ画像Ｓtag.cor（ＴＩi）と補正コントロール画像Ｓcont.cor（ＴＩi）とから血液画像Ｓasl（ＴＩi）を生成する。
【００９６】
Ｓasl（ＴＩi）＝Ｓcont.cor（ＴＩi）−Ｓtag.cor（ＴＩi）      ・・・（７）
【００９７】
そして、第１の生成機能１５ａは、生成した各画像を記憶回路１１に保存し、操作者からの要求に応じて、要求された画像を記憶回路１１から読み出してディスプレイ１０に出力する。
【００９８】
なお、上述した例では、タグモードのデータ収集とコントロールモードのデータ収集とを交互に行うこととしたが、実施形態はこれに限られない。例えば、収集機能１４ａは、全てのＴＩについてタグモードのデータ収集を行った後に、全てのＴＩについてコントロールモードのデータ収集を行ってもよい。また、収集機能１４ａは、これとは逆に、全てのＴＩについてコントロールモードのデータ収集を行った後に、全てのＴＩについてタグモードのデータ収集を行ってもよい。
【００９９】
また、上述した例では、１つのタグパルス又はコントロールパルスで複数回のデータ収集を連続して行うこととしたが、実施形態はこれに限られない。例えば、収集機能１４ａは、ＴＩごとに、１つのタグパルス又はコントロールパルスで１つの時相のデータ収集を連続して行ってもよい。
【０１００】
また、上述した例では、全ての時相について位相補正を行う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、タグパルスのフリップ角ＦＡtag及びコントロールパルスのフリップ角ＦＡcontがＦＡtag又はＦＡcont＜９０°未満である場合や、９０°＜ＦＡtag又はＦＡcont＜１８０°であっても血管の信号値が正となるような長いＴＩの場合は、位相補正は必ずしも行われなくてもよい。
【０１０１】
また、上述した例では、位相補正用の位相データとして最終時相のコントロール画像を用いることとしたが、実施形態はこれに限られない。前述したように、ＳＴＥＰ＿ＦＡＩＲ＿Ｎ−Ｎ法のコントロールモードでは、コントロールパルスによって反転された血液の縦磁化Ｍｚは直ちに飽和状態まで緩和する。そのため、血液の縦磁化が正となっていれば、位相補正用の位相データとして、他の時相のコントロール画像が用いられてもよい。また、例えば、位相補正用の位相データとして、別途収集されたＴＯＦ画像が用いられてもよい。その場合には、例えば、縦磁化が正となるデータが収集されるまで待つ必要がなくなるため、Ｔrepeatを短くすることができる。
【０１０２】
そして、本実施形態では、上述したようにＢＢ画像や血液画像等が生成された後に、第２の生成機能１５ｂが、第１の生成機能１５ａによって時相ごとに生成された画像を用いて時相方向に演算を行うことで、計算画像を生成する。
【０１０３】
例えば、第２の生成機能１５ｂは、時相ごとに生成された画像に時相方向にフィルタを施すことで、信号値のスムージングを行う。これにより、各画像のＳＮＲ（Signal  to  Noise  Ratio）を向上させることができる。例えば、ＳＴＡＲ系の撮像法でデータが収集された場合には、背景組織部分は変化せず、血管部分のみが変化するため、強いスムージングが可能である。
【０１０４】
また、第２の生成機能１５ｂは、流体部分と背景組織部分とで異なる重み付きフィルタを施すようにしてもよい。例えば、第２の生成機能１５ｂは、血液画像のＭＩＰ像を用いて閾値処理等を行うことで血管部分を抽出し、抽出した血管部分をマスクとして用いることで、各画像の血管部分と背景組織部分とを分割する。そして、例えば、第２の生成機能１５ｂは、血管部分については時相方向に弱くスムージングされ、背景組織部分については時相方向に強くスムージングされるように、血管部分と背景組織部分とで異なるフィルタを用いる。これにより、血管部分には影響を与えずに背景組織部分のＳＮＲを向上させることができる。すなわち、血管部分については早い変化を保持したまま、背景組織部分のＳＮＲを向上させることができる。なお、背景組織部分については、フィルタを施す代わりに、信号値を単純平均してもよい。
【０１０５】
また、例えば、ＦＡＩＲ系の撮像法でデータが収集された場合には、血管部分及び背景組織部分の両方がＴ１緩和するので、背景組織部分の信号値を単純平均することはできない。そのため、この場合には、例えば、第２の生成機能１５ｂは、重み付きフィルタを用いる。この場合も、血液画像を用いることで血管部分と背景組織部分とを分割することができるので、血管部分と背景部分とで異なる重み付きフィルタを施すことが可能である。
【０１０６】
図１１及び１２は、第１の実施形態に係る第２の生成機能１５ｂによって用いられる重み付きフィルタの一例を示す図である。図１１は、背景組織部分用の重み付きフィルタＷ（ＴＩ）を示しており、図１２は、血管部分用の重み付きフィルタＷ（ＴＩ）を示している。ここで、各フィルタは、重み付け関数として定義される。
【０１０７】
例えば、図１１及び１２に示すように、第２の生成機能１５ｂは、画像のＴＩが基準となるＴＩoptから時相方向に離れるほど、信号値に対する重み付けが小さくなるフィルタを用いる。ここで、基準となるＴＩoptとしては、例えば、血管が最も広範囲に描出されるＴＩや、血管及び背景組織のＣＮＲが最も高くなるＴＩ、背景組織のＴ１Ｗ画像のＣＮＲが最も高くなるＴＩ等が用いられる。
【０１０８】
例えば、第２の生成機能１５ｂは、基本形となるフィルタＷ0（ＴＩ）を定義し、血管部分か背景組織部分かに応じてフィルタＷ0（ＴＩ）を変形（シフト）させて用いる。例えば、図１１及び１２に示すように、背景組織部分については、血管部分と比べて時相方向に広いフィルタが用いられる。また、例えば、第２の生成機能１５ｂは、ＴＩに応じてフィルタＷ0（ＴＩ）を変形（シフト）させるようにしてもよい。
【０１０９】
また、第２の生成機能１５ｂは、第１の生成機能１５ａによって時相ごとに生成された画像に対して時相方向に重み付きフィルタを施した後に、演算を行うようにしてもよい。例えば、第２の生成機能１５ｂは、時相方向に信号値を最大値投影、最小値投影又は平均することで計算画像を生成する。
【０１１０】
ここで、例えば、以下のように演算子を定義する。なお、以下では、時相をｉで表し、ＴＩ1，・・・，ＴＩNに対応する時相をそれぞれｉ＝１，・・・，Ｎとする。
【０１１１】
Ｃｏｎｖ［Ａ，Ｂ］  ：関数Ａと関数Ｂとの畳み込み（ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎ）
ｔＭＩＰ［  ］      ：時間方向の最大値投影
ｔｍｉｎＩＰ［  ］  ：時間方向の最小値投影
ｔＡｖｅ［  ］      ：時間方向の平均又は重み付き平均
【０１１２】
例えば、第２の生成機能１５ｂは、ＳＴＡＲ系の撮像法でデータ収集が行われた場合に、血液画像Ｓasl（ＴＩi）及び重み付けフィルタＷ１（ＴＩi）を用いて、以下の式（８）により時間方向の最大値投影を行うことで、計算画像Ｓprocを生成する。なお、この例では、計算画像Ｓprocは、血管内が正信号となったＷＢ画像として用いることができる。
【０１１３】
Ｓproc＝ｔＭＩＰ［Ｃｏｎｖ［Ｗ１（ＴＩi），Ｓasl（ＴＩi）］］  ・・・（８）
【０１１４】
また、例えば、第２の生成機能１５ｂは、コントロール画像Ｓcont（ＴＩi）及び重み付けフィルタＷ１（ＴＩi）を用いて、以下の式（９）により時間方向の最大値投影を行うことで、計算画像Ｓprocを生成する。なお、この例では、計算画像Ｓprocは、血管内が正信号となったＷＢ画像として用いることができる。
【０１１５】
Ｓproc＝ｔＭＩＰ［Ｃｏｎｖ［Ｗ１（ＴＩi），Ｓcont（ＴＩi）］］  ・・・（９）
【０１１６】
また、例えば、第２の生成機能１５ｂは、ＳＴＡＲ系の撮像法でデータ収集が行われた場合に、ＢＢ画像Ｓtag.cor（ＴＩi）及び重み付けフィルタＷ１（ＴＩi）を用いて、以下の式（１０）により時間方向の最小値投影を行うことで、計算画像Ｓprocを生成する。
【０１１７】
Ｓproc＝ｔｍｉｎＩＰ［Ｃｏｎｖ［Ｗ１（ＴＩi），Ｓtag.cor（ＴＩi）］］
・・・（１０）
【０１１８】
また、例えば、第２の生成機能１５ｂは、ＦＡＩＲ系の撮像法でデータ収集が行われた場合に、ＢＢ画像Ｓtag.cor（ＴＩi）及び重み付けフィルタＷ１（ＴＩi）を用いて、以下の式（１１）により時間方向の平均を行うことで、計算画像Ｓprocを生成する。なお、この例では、重み付けフィルタに加えてさらに平均を行うことで、ＳＮＲをより向上させることができる。
【０１１９】
Ｓproc＝ｔＡｖｅ［Ｃｏｎｖ［Ｗ１（ＴＩi），Ｓtag.cor（ＴＩi）］］
・・・（１１）
【０１２０】
また、例えば、第２の生成機能１５ｂは、ＢＢ画像Ｓtag.cor（ＴＩi）及び血液画像Ｓasl（ＴＩi）、並びに、重み付けフィルタＷ１（ＴＩi）、Ｗ２（ＴＩi）及びＷ３（ＴＩi）を用いて、血管部分については以下の式（１２）により、血管部分以外については式（１３）により、計算画像Ｓproc1（ＴＩi）を生成する。ここで、各重み付けフィルタは、Ｗ１（ＴＩi）、Ｗ２（ＴＩi）、Ｗ３（ＴＩi）の順でスムージングの強度が強くなることとする。また、式（１２）において、αは任意の係数とする。なお、この例では、血管部分のコントラストをさらに向上させることができる。
【０１２１】
Ｓproc1（ＴＩi）＝Ｃｏｎｖ［Ｗ２（ＴＩi），Ｓtag.cor（ＴＩi）］
−α＊Ｃｏｎｖ［Ｗ１（ＴＩi），Ｓasl（ＴＩi）］    ・・・（１２）
Ｓproc1（ＴＩi）＝Ｃｏｎｖ［Ｗ３（ＴＩi），Ｓtag.cor（ＴＩi）］
・・・（１３）
【０１２２】
さらに、例えば、第２の生成機能１５ｂは、ＳＴＡＲ系の撮像法でデータ収集が行われた場合に、以下の式（１４）により、ＦＡＩＲ系の撮像法でデータ収集が行われた場合に、以下の式（１５）により、計算画像Ｓproc2を生成する。
【０１２３】
Ｓproc2＝ｔｍｉｎＩＰ［Ｓproc1（ＴＩi）］              ・・・（１４）
Ｓproc2＝ｔＡｖｅ［Ｓproc1（ＴＩi）］                  ・・・（１５）
【０１２４】
なお、上述した例では、時相方向に重み付きフィルタを施した後に演算を行うこととしたが、実施形態はこれに限られない。すなわち、第２の生成機能１５ｂが、時相方向の重み付きフィルタは行わずに各演算を行うようにしてもよい。
【０１２５】
そして、第２の生成機能１５ｂは、生成した各計算画像を記憶回路１１に保存し、操作者からの要求に応じて、要求された計算画像を記憶回路１１から読み出してディスプレイ１０に出力する。
【０１２６】
以上、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成例について説明したが、上述した処理回路１２〜１５が有する各処理機能は、例えば、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路１１に記憶される。各処理回路は、各プログラムを記憶回路１１から読み出し、読み出した各プログラムを実行することで、各プログラムに対応する処理機能を実現する。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路１２〜１５は、図１に示した各処理機能を有することとなる。
【０１２７】
図１３は、第１の実施形態に係るＳＴＥＰ法の処理の流れを示すフローチャートである。例えば、図１３に示すように、本実施形態では、まず、設定機能１３ａが、撮像条件を設定する（ステップＳ１０１）。このとき、設定機能１３ａは、上述したＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−Ｎ法や、ＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−１法、ＳＴＥＰ＿ＦＡＩＲ＿Ｎ−Ｎ法等を行うためのパルスシーケンスや撮像領域、タグパルスやコントロールパルスの印加領域等を設定する。
【０１２８】
続いて、収集機能１４ａが、ＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−Ｎ法や、ＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−１法、ＳＴＥＰ＿ＦＡＩＲ＿Ｎ−Ｎ法等のデータ収集を実行する（ステップＳ１０２）。
【０１２９】
続いて、第１の生成機能１５ａが、時相ごとに、収集機能１４ａによって収集されたデータをフーリエ変換することで、タグ画像及びコントロール画像の両方又は一方を生成する（ステップＳ１０３）。このとき、第１の生成機能１５ａは、ＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−Ｎ法及びＳＴＥＰ＿ＦＡＩＲ＿Ｎ−Ｎ法の場合は、タグ画像及びコントロール画像の両方を生成する。また、第１の生成機能１５ａは、ＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−１法の場合は、タグ画像を生成する。
【０１３０】
その後、第１の生成機能１５ａは、時相ごとに、タグ画像及びコントロール画像の両方又は一方に対して位相補正を行う（ステップＳ１０４）。このとき、第１の生成機能１５ａは、ＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−Ｎ法及びＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−１法の場合は、タグ画像に対して位相補正を行う。また、第１の生成機能１５ａは、ＳＴＥＰ＿ＦＡＩＲ＿Ｎ−Ｎ法の場合は、タグ画像及びコントロール画像の両方に対して位相補正を行う。
【０１３１】
その後、第１の生成機能１５ａは、時相ごとに、ＢＢ画像を生成する（ステップＳ１０５）。このとき、第１の生成機能１５ａは、補正後のタグ画像からリアル画像を生成することで、ＢＢ画像を生成する。
【０１３２】
さらに、第１の生成機能１５ａは、時相ごとに、血液画像を生成する（ステップＳ１０６）。このとき、第１の生成機能１５ａは、ＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−Ｎ法の場合は、ＢＢ画像とコントロール画像とを差分することで、血液画像を生成する。また、第１の生成機能１５ａは、ＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−１法の場合は、ＢＢ画像と最終時相のタグ画像とを差分することで、血液画像を生成する。また、第１の生成機能１５ａは、ＳＴＥＰ＿ＦＡＩＲ＿Ｎ−Ｎ法の場合は、ＢＢ画像と補正コントロール画像とを差分することで、血液画像を生成する。
【０１３３】
続いて、第２の生成機能１５ｂが、第１の生成機能１５ａによって時相ごとに生成された画像に対して時相方向に重み付きフィルタを施す（ステップＳ１０７）。その後、第２の生成機能１５ｂは、重み付きフィルタが施された後の画像を用いて時相方向に演算を行うことで、計算画像を生成する（ステップＳ１０８）。そして、第１の生成機能１５ａ又は第２の生成機能１５ｂが、操作者からの要求に応じて、それぞれが生成した画像をディスプレイ１０に出力する（ステップＳ１０９）。
【０１３４】
なお、上述した各ステップのうち、ステップＳ１０１は、例えば、処理回路１３が設定機能１３ａに対応する所定のプログラムを記憶回路１１から呼び出して実行することにより実現される。また、ステップＳ１０２は、例えば、処理回路１４が収集機能１４ａに対応する所定のプログラムを記憶回路１１から呼び出して実行することにより実現される。また、ステップＳ１０３〜Ｓ１０６は、例えば、処理回路１５が第１の生成機能１５ａに対応する所定のプログラムを記憶回路１１から呼び出して実行することにより実現される。また、ステップＳ１０７及びＳ１０８は、例えば、処理回路１５が第２の生成機能１５ｂに対応する所定のプログラムを記憶回路１１から呼び出して実行することにより実現される。また、ステップＳ１０９は、例えば、処理回路１５が第１の生成機能１５ａに対応する所定のプログラム又は第２の生成機能１５ｂに対応する所定のプログラムを記憶回路１１から呼び出して実行することにより実現される。
【０１３５】
上述したように、第１の実施形態によれば、血液の動態が反映された血液画像、ＢＢ画像、ＷＢ画像が得られる。また、時相方向の演算を行うことで、単一の時相のＢＢ画像と比べて、より広い空間の範囲で血液が描出されたＢＢ画像が得られる。また、１回の撮像で、多様な種類の画像が得られる。このようなことから、第１の実施形態によれば、複数時相にわたる流体の動態に応じて流体及び背景組織がより良好に描出された画像を得ることができる。
【０１３６】
なお、上述した実施形態は、ＭＲＩ装置１００が有する構成の一部を変形することで、各種の異なる形態で実施することも可能である。そこで、以下では、上述した実施形態に係るいくつかの変形例を他の実施形態として説明する。
【０１３７】
（第２の実施形態）
例えば、第２の実施形態として、第２の生成機能１５ｂが、第１の生成機能１５ａによって生成された第１の画像に対してＴ１緩和補正を含むフィルタを施した後に、上述した演算を行うようにしてもよい。
【０１３８】
血液画像は、ＴＩが長いほど、Ｔ１緩和によって信号値が低下し、血管がノイズに埋もれて見えなくなる。そこで、第２の生成機能１５ｂは、Ｔ１緩和補正付きのフィルタ（Ｗｅｉｎｅｒ  Ｆｉｌｔｅｒ：ＷＦ）を用いて血液画像を補正する。
【０１３９】
この補正は、時相ごとにｋ空間のデータに対して行われる。なお、補正が行われるタイミングは、エコーデータが収集された直後でもよいし、画像が生成された後でもよい。画像が生成された後に行われる場合は、複素画像の状態で最低でもＷＦを適用する方向にフーリエ変換した後に補正が行われ、その後、逆フーリエ変換が行われる。例えば、３Ｄ収集が行われる場合には、ｋ空間の全ての方向に対してＷＦが適用されてもよい。
【０１４０】
図１４は、第２の実施形態に係るＴ１緩和補正の一例を示す図である。なお、ここでは、位相エンコードにＷＦを適用する場合の例を説明する。図１４は、ｋ空間のデータを示しており、左右の方向が位相エンコード方向を示している。また、図１４は、ｋ空間のデータを複数の領域に分割して収集する際のセグメント数（分割数）＃ｓｅｇを１とし、サンプリング間隔ＴＲでｋ空間のデータがシーケンシャルに充填される場合の例を示している。そして、ＴＩごとに、複数のｋ空間のデータが順に充填される。
【０１４１】
ここで、例えば、ｋ空間の位相エンコード方向におけるｎ番目のデータ（ＴＩ＝ＴＩn）に対するＴ１緩和のゲインＨ（ｋ）は、以下の式（１６）で表される。
【０１４２】
Ｈ（ｋ）＝ｅｘｐ［−［ＴＩn−ｋ＊ＴＲ／＃ｓｅｇ／Ｔ１eff.blood］
・・・（１６）
【０１４３】
ここで、Ｔ１eff.bloodは、血液の実効的なＴ１値であり、真の血液のＴ１であるＴ１blood、ＴＲ、フリップ角から求められる。なお、Ｔ１bloodは、磁場強度に合わせた公称値の固定値が用いられる。
【０１４４】
この場合に、例えば、第２の生成機能１５ｂは、以下の式（１７）により、ＷＦを生成する。
【０１４５】
ＷＦ（ｋ）＝Ｈ*（ｋ）＊Ｐs（ｋ）／［｜Ｈ（ｋ）｜2＊Ｐs（ｋ）＋Ｐn］
・・・（１７）
【０１４６】
ここで、ｋは、位相エンコード方向におけるｋ空間の波数であり、Ｈ*（ｋ）はＨ（ｋ）の複素共役である。また、Ｐs（ｋ）は、ｋ空間の信号強度であり、Ｐnは、ノイズの強度である。例えば、Ｐnは、ｋ空間のノイズが支配的となる高周波部分から求められ、データの振幅の２乗平均となる。
【０１４７】
そして、第２の生成機能１５ｂは、以下の式（１８）により、ｋ空間のデータを補正する。以下の式（１８）において、Ｓorig（ｋ）は、補正前の信号値であり、Ｓcor（ｋ）は、補正後の信号値である。
【０１４８】
Ｓcor（ｋ）＝Ｓorig（ｋ）＊ＷＦ（ｋ）                        ・・・（１８）
【０１４９】
このような補正により、例えば、図１４に示すように、補正後の信号値Ｓcor（ｋ）は、ノイズが無視できなくなるようなＴＩまでは、緩和のない造影剤が注入された場合と同様に変化することになる。すなわち、補正後の信号値Ｓcor（ｋ）は、ノイズが無視できなくなるようなＴＩまでは均一になり、その後は、ゼロに減衰することになる。
【０１５０】
例えば、図１４に示すように、逆関数１／Ｈ（ｋ）と信号値との積による単純な補正では、ＴＩが長いほどノイズも強調されてしまうが、ＷＦによれば、ＴＩが長いほど、緩和が補正されつつもノイズが抑制されることになる。
【０１５１】
また、例えば、ＦＡＩＲ系の撮像法では、ＴＩに対して背景組織の信号値がＴ１緩和によって変動するため、差分後の血液画像だけでなく、差分前の画像に対してＷＦを適用することで、ＴＩに対して背景組織の信号値が一定となる。その結果、例えば、心臓等をシネ表示した場合に、動きの変化が観察しやすくなる。この場合は、Ｔ１値は組織によって変わるため、ＧＭ（Gray  Matter）とＷＭ（White  Matter）とで別のＴ１値を用いるか、あらかじめそれぞれのＴ１値を計測しておく必要がある。
【０１５２】
なお、図１４に示した例では、ｋ空間のセグメント数＃ｓｅｇを１としたが、実施形態はこれに限られない。
【０１５３】
図１５は、第２の実施形態に係るＳＴＥＰ法におけるｋ空間データと時間方向データとの関係の一例を示す図である。例えば、図１５に示すように、セグメント数＃ｓｅｇを２とした場合には、１つのＴＩで、１つのｋ空間が２回に分けて充填される。例えば、１つのｋ空間について、１回目のデータ収集で収集されるデータと、２回目のデータ収集で収集されるデータとが、位相エンコード方向に沿って交互に充填される。そして、複数のＴＩについてデータ収集が行われることで、複数のｋ空間のデータが順に収集される。このような場合でも、セグメント数＃ｓｅｇを１とした場合と同様に、ＷＦを適用することが可能である。
【０１５４】
（第３の実施形態）
また、例えば、第３の実施形態として、収集機能１４ａが、被検体の生体信号に同期させてデータ収集を行い、第２の生成機能１５ｂが、第１の生成機能１５ａによって生成された画像を用いて時相方向に演算を行うことで、生体信号によって示される被検体の動きが反映された画像を計算画像として生成するようにしてもよい。
【０１５５】
例えば、収集機能１４ａは、被検体の体表に装着されたＥＣＧセンサから送信されるゲート信号を取得し、取得したゲート信号に同期させてデータ収集を行う。また、例えば、収集機能１４ａは、被検体の体表に装着された脈波センサから出力される脈波信号を取得し、取得した脈波信号に同期させてデータ収集を行ってもよい。
【０１５６】
また、例えば、収集機能１４ａは、被検体の腹部等に装着された呼吸センサから出力される呼吸信号を取得し、取得した呼吸信号に同期させてデータ収集を行ってもよい。呼吸センサは、呼吸による動きを空気圧として検出し、検出した空気圧を電気信号に変換して呼吸信号として出力する。
【０１５７】
また、例えば、収集機能１４ａは、被検体の腹部に設定された領域から収集されたデータに基づくナビゲータ信号に同期させてデータ収集を行ってもよい。この場合には、例えば、収集機能１４ａは、被検体の横隔膜付近から発せられるＭＲ信号を収集し、収集したＭＲ信号に基づいて、横隔膜の位置の変化を示す信号をナビゲータ信号として取得する。
【０１５８】
なお、この場合には、心臓や大血管系等は形状が時相で変化するため、撮像領域にタグパルスを印加せずに時相ごとのコントラストを一定に維持できるＳＴＡＲ系の撮像法でデータ収集が行われるのが望ましい。例えば、収集機能１４ａは、ゲート信号をトリガにしてタグパルスを印加し、最短の遅延時間（ｄｅｌａｙ  ｔｉｍｅ）後に複数時相でデータを収集すれば、収縮期から拡張期への変化が画像化される。
【０１５９】
また、心臓でもさらに呼吸ゲートを併用して心臓全体の呼吸による動きを補正すれば、心拍のみの変動が観察しやすくなる。また、肺や腹部臓器なら呼吸ゲートのみを使用して臓器や腫瘍などの病変の呼吸による動きをみてもよい。心拍や呼吸の同期による時相方向の画像観察により、腫瘍ならの肺壁との癒着の程度や頭部では硬膜との癒着の程度がわかりやすくなり、治療計画に有用であることが知られている。
【０１６０】
ＳＴＥＰ法では、血液画像として血管又は血流のみの動態画像が得られるとともに、タグパルスによって反転された血液の信号値がゼロになるまでの間はＢＢ画像が得られるため、心筋や付近の大血管壁の明瞭な動態画像も得られる。そのため、心腔内だけでなく、冠状動脈画像（Ｃｏｒｏｎａｒｙ  ＭＲＡ）を含む動態画像を得ることができる。
【０１６１】
（第４の実施形態）
また、例えば、第４の実施形態として、収集機能１４ａが、ＦＡＩＲ系の撮像法によりデータ収集を行い、第２の生成機能１５ｂが、第１の生成機能１５ａによって生成された複数時相のデータを用いて、流体部分及び背景組織部分を含む時相方向の解析として演算を行うことで、Ｔ１マップを生成するようにしてもよい。
【０１６２】
例えば、収集機能１４ａは、第１の生成機能１５ａによって生成された複数時相の画像について、２つ以上の画像に含まれる各点をカーブフィッティングしたり、解析的な計算を行ったりすることで、Ｔ１マップを生成する。また、エンコードモード、１セグメントあたりのエコー数、ＴＩ、時相数、Ｔrepeat、ＴＲ、ＴＥ（Echo  Time）、フリップ角が既知であれば、例えば、ＭＰ２ＲＡＧＥ（Magnetization  Prepared  2  Rapid  Acquisition  Gradient  Echoes）法のように、ＭＰＲＡＧＥシーケンスを用いてＴ１マップを求めることも可能である。
【０１６３】
この場合に、背景組織のＴ１値としては、タグ画像及びコントロール画像のいずれの信号値を用いてもよいし、平均することによってＳＮＲを向上させた後の信号値を用いてもよい。また、血液のＴ１値としては、タグパルスによって反転されていない血液が流入する前の信号値を用いることが可能である。
【０１６４】
以上、第１〜第４の実施形態について説明したが、ＳＴＥＰ法は、上述したＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−Ｎ法、ＳＴＥＰ＿ＡＳＴＡＲ＿Ｎ−１法、及び、ＳＴＥＰ＿ＦＡＩＲ＿Ｎ−Ｎ法に限られるものではない。例えば、ＳＴＥＰ法では、ＳＴＡＲ系の撮像法又はＦＡＩＲ系の撮像法と、Ｎ−Ｎ差分法又はＮ−１差分法との間で各種の組み合わせを用いることが可能である。
【０１６５】
具体的には、ＳＴＡＲ系の撮像法を用いた組み合わせとしては、Ｎ−Ｎ差分法との組み合わせ、タグ画像を用いたＮ−１差分法との組み合わせ、コントロール画像を用いたＮ−１差分法との組み合わせの３つがある。また、ＦＡＩＲ系の撮像法を用いた組み合わせとしても、Ｎ−Ｎ差分法との組み合わせ、タグ画像を用いたＮ−１差分法との組み合わせ、コントロール画像を用いたＮ−１差分法との組み合わせの３つがある。以下に示す表１は、各組み合わせとその特徴を示している。
【０１６６】
【表１】
0006687426.tif 000002
【０１６７】
表１において、「血液画像」の項目は、背景が略完全に消えた血液画像が得られるか否かを示している。また、「ＢＢ画像」の項目は、背景組織が残り、かつ、血管が背景組織より低い信号値となるＢＢ画像が得られるか否かを示している。また、「ＷＢ画像」の項目は、背景組織が残り、かつ、血管が背景組織より高い信号値となるＷＢ画像が得られるか否かを示している。また、「動態」の項目は、動態観察が可能か否かを示しており、「静止」の項目は、静止画観察が可能か否かを示している。また、「シネ」の項目は、背景組織が略一定の条件で動態の観察が可能か否かを示している。また、「Ｔ１マップ」の項目は、Ｔ１マップが得られるか否かを示している。そして、各項目において、「Ｙ」はＹｅｓ（可）であることを示しており、「Ｎ」は、Ｎｏ（否）であることを示している。
【０１６８】
例えば、表１に示すように、収集時間については、Ｎ−Ｎ差分法を用いた方法では、Ｎ−Ｎ差分法を用いた方法と比べて略１／２の時間となる。また、ＳＴＡＲ系の撮像法とＮ−Ｎ差分法とを組み合わせた方法、及び、ＦＡＩＲ系の撮像法とＮ−Ｎ差分法とを組み合わせた方法では、血液画像、ＢＢ画像及びＷＢ画像のいずれでも、動態観察及び静止画観察が可能である。また、ＳＴＡＲ系の撮像法と、タグ画像を用いたＮ−１差分法とを組み合わせた方法では、血液画像及びＢＢ画像による動態観察及び静止画観察が可能である。また、シネは、背景組織が略一定の条件で動態の観察が可能か否かとした場合には、ＳＴＡＲ系の撮像法を用いた方法のみで可能である。また、Ｔ１マップは、撮像領域（スラブ）内の背景組織の縦磁化を反転させるＦＡＩＲ系を用いた方法のみで可能である。
【０１６９】
なお、ＳＴＡＲ系及びＦＡＩＲ系とも、タグ画像とコントロール画像とを差分するＮ−Ｎ差分法と組み合わせる場合は、両画像の間で背景組織部分は略同一信号となるので、背景組織部分を差分でキャンセルするために、縦磁化が正となるデータは無くてもよい。したがって、縦磁化Ｍｚの回復を待つためにＴrepeatを長くする必要はない。ただし、タグパルスの効率を増すためには、Ｔrepeatの間に、縦磁化の飽和した新鮮な血液がタグパルスの印加領域に充満しているのが望ましい。
【０１７０】
また、ＳＴＡＲ系の撮像法とＮ−１差分法とを組み合わせる場合は、Ｔrepeat内の最終時相の画像がコントロール画像の代用とされるので、タグパルスの効率を増すための条件に加えて、タグパルスが印加された後の撮像領域（スラブ）内の血液の縦磁化が、Ｔrepeat内で十分に回復していることが望ましい。一般的には、タグパルスの効率を増すために必要なＴrepeatより、血液の縦磁化を回復させるために必要なＴrepeatのほうが時間が長いので、ＳＴＡＲ系の撮像法とＮ−１差分法とを組み合わせる場合は、Ｎ−Ｎ差分法と組み合わせる場合と比べて、Ｔrepeatは長く設定される。
【０１７１】
また、ＳＴＡＲ系の撮像法とＮ−１差分法とを組み合わせる場合は、背景組織部分の信号値を時相間で略一定に維持するため、撮像領域には、タグパルスが印加される前に飽和パルスは印加されない。そのため、タグパルスが印加される直前のＴrepeatの影響が残る場合があるので、Ｔrepeatは長く設定するのが望ましい（例えば、２〜３秒程度）。
【０１７２】
また、Ｎ−Ｎ差分法が用いられる場合は、ＡＳＴＡＲ法との組み合わせであれば、タグ画像において血液が十分に飽和していなくても問題はない（ＳＴＡＲ法の場合は、ＭＴＣ効果分の差が生じる）。また、ＦＡＩＲ系の撮像法との組み合わせであっても、差分されるコントロール画像では、コントロールパルスが印加される撮像領域が比較的薄い（５〜１０ｃｍ程度）ため、ＴＩがある程度の長さ（＞０．５秒程度）であれば、血液が略飽和しきっているとみなせる。そのため、血液が略飽和しきっていない場合のＮ−１差分法のように遅い時相で血管の抹消部分が描出されにくくなることはないが、撮像に要する時間が約２培となる。
【０１７３】
以上、ＳＴＥＰ法で用いられる各撮像法及び各差分法の組み合わせとその特徴について説明した。これらの組み合わせは、例えば、それぞれの特徴に応じて、操作者によって適宜に選択されて用いられる。
【０１７４】
なお、図１では、処理回路１２が有する処理機能、処理回路１３が有する処理機能、処理回路１４が有する処理機能、及び、処理回路１５が有する処理機能が単一の処理回路によって実現される場合の例を示したが、実施形態はこれに限られない。例えば、各処理回路は、複数の独立したプロセッサを組み合わせて構成され、各プロセッサが各プログラムを実行することにより各処理機能を実現するものとしても構わない。また、各処理回路が有する各処理機能は、単一又は複数の処理回路に適宜に分散又は統合されて実現されてもよい。
【０１７５】
また、上述した各実施形態において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Central  Processing  Unit）、ＧＰＵ(Graphics  Processing  Unit)、或いは、特定用途向け集積回路（Application  Specific  Integrated  Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple  Programmable  Logic  Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex  Programmable  Logic  Device：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field  Programmable  Gate  Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。ここで、記憶回路にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むように構成しても構わない。この場合には、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。また、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成され、その機能を実現するようにしてもよい。
【０１７６】
以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、複数時相にわたる流体の動態に応じて流体及び背景組織がより良好に描出された画像を得ることができる。
【０１７７】
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】
【０１７８】
１００  磁気共鳴イメージング（Magnetic  Resonance  Imaging：ＭＲＩ）装置
１４  処理回路
１４ａ  収集機能
１５  処理回路
１５ａ  第１の生成機能
１５ｂ  第２の生成機能
【図１】
0006687426.tif 000003
【図２】
0006687426.tif 000004
【図３】
0006687426.tif 000005
【図４】
0006687426.tif 000006
【図５】
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【図６】
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【図７】
0006687426.tif 000009
【図８】
0006687426.tif 000010
【図９】
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【図１０】
0006687426.tif 000012
【図１１】
0006687426.tif 000013
【図１２】
0006687426.tif 000014
【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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