JP5619339B2 - 磁気共鳴画像診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、頭部などにおける磁化率強調画像を撮像するのに適する磁気共鳴画像診断装置に関する。

グラディエントエコー法によるＴ₂ ^*強調画像は局所磁場の不均一を鋭敏に反映するため、関心領域における磁化率の違いを画像化する撮像法として広く利用されている。Ｔ₂ ^*強調撮像を頭部に対して適用する場合、一般的にグラディエント・モーメント・ヌリング（ＧＭＮ：gradient moment nulling）によるリフェーズ（rephase）を行い、血流が画質に与える影響を排除した上でＴ₂ ^*強調画像を得る。Ｔ₂ ^*強調画像は、エコー時間が長いほど磁化率の違いがコントラストに反映するため、エコー時間を比較的長く設定して撮像することが一般的である。またＴ₂ ^*強調撮像よりさらに磁化率変化に鋭敏な撮像法が非特許文献１で提案されている。この撮像法では、位相シフト強調マスクに振幅画像が乗じられることによって、振幅減衰と磁化率効果による位相差誘導との双方の効果を強調可能である。

図１４はスライス、位相エンコード、リードアウトの３軸にて１次のＧＭＮを行う３次元（３Ｄ）グラディエントエコー法のパルスシーケンスを示す図である。Echoのピークが観測される時刻において、位相シフトが磁化率の差によってのみ生じるものとすると、そのシフト量は磁化率の差に比例する。一方、磁化率による位相変化を考えない場合、傾斜磁場を印加することによるスピンの位相シフト量は、エコー時間（ＴＥ）に相当する期間を積分区間として次の（１）式で表される。

ここで、γはおよそ２π×４２．６MHz／Ｔの磁気回転比である。Ｇ(t)は傾斜磁場波形ベクトルで、スライス、位相エンコード、リードアウトのそれぞれの軸においては、Ｇss、Ｇpe、Ｇroに対応する。ｒ0、ｖ0、ａ0はそれぞれ時刻ｔ＝０におけるスピンの位置、速度、加速度のベクトルをそれぞれ表している。

（１）式における各項は順に位置、速度、加速度に応じた位相変化をそれぞれ表したもので、それぞれ０次、１次、２次のグラディエントモーメント（gradient moment）に対応する。（１）式では３次以上のモーメントは省略しているが、３次以上の高次モーメントも位相変化に寄与する。

ＧＭＮとは、ある次数までのグラディエントモーメントがＴＥにおいて例えば０のような極力小さな値となるようＧ(t)を決めることであり、リフェーズとも呼ばれる。ただし、位相エンコードではエンコードステップごとに０次モーメントが変わる。このため、位相エンコード軸におけるＧＭＮの場合にはＴＥにおけるモーメントを、０次はエンコードステップごとに決められたある値にして、１次以上は例えば０のような極力小さな値にする。動きのあるスピンを持つ血流などは、０次のＧＭＮだけでは（１）式の１次以上のモーメント項においてリフェーズが行われず、動きに伴う位相変化が起こる。このため、位相の分散により血流のスピンのベクトル和は小さくなり、信号が集まらずに血流は低信号を呈する。このとき、流速により位相分散がまちまちであるため、血流によっては位相分散が不十分のまま十分な低信号とならない上に、場合によっては血流によるアーティファクトを生む原因になることもある。したがって頭部に対するＴ₂ ^*強調撮像で血流などのフローの影響を排除した画像を得る場合、少なくとも１次以上のＧＭＮを行うことが必要となる。何次までＧＭＮを行うかは、ＴＥ内でＧ(t)がその次数でリフェーズ可能かどうか次第であるが、高次のリフェーズを行うほどフローの影響を低減できる。

非特許文献１では、３軸に対して１次のＧＭＮを行うグラディエントエコー法にて得た頭部のＴ₂ ^*強調画像に、さらに磁化率強調するよう位相強調処理を行う方法が提案されており、その内容は以下の通りである。

位相強調処理前の元々の振幅画像は、１次のリフェーズにより血流の影響を排除した磁化率の違いを反映した画像である。一方、位相データに着目すると、（１）式において２次以上のモーメントがリフェーズされていない。しかしながら１次までリフェーズすることにより血流などのフローの影響を大体排除できていてスピンの位相シフトはほぼ磁化率による位相変化が支配的であると考えると、位相シフトは組織間の磁化率の差異を表したものと考えることができる。位相データに基づいて位相シフトが大きいほど信号値を低下させる位相マスク画像を作り、それを振幅画像に複数回かけ合わせることで、磁化率による位相変化をさらに強調させた画像を得ることができる。この方法によって得られた画像は、組織間の磁化率の差異がコントラストの差として反映される。頭部においては、デオキシヘモグロビン濃度の高い静脈血と、オキシヘモグロビン濃度の高い周囲組織との間で磁化率の差異が大きいため、頭部のＴ₂ ^*画像に対して位相マスク処理を行うと静脈の描出が向上した画像が得られる。この方法は、BOLD venographyなどへの利用の有効性が報告されている。
Magn Reson Med 52:612-618, 2004.

第１の課題：非特許文献１に開示された技術により静脈の描出能を向上させた磁化率強調画像を得ることができるが、静脈に比べ磁化率の不均一性が小さい動脈の描出能は向上せず、フローの効果をコントラストに反映できないという不具合があった。また非特許文献１に開示された技術では、静脈の描出能を十分に向上するためには位相マスク処理を複数回に渡り行う必要があるために、静脈とその近辺の位相差をより強調してしまい、静脈の血管腔の過大評価や、磁化率効果に伴うアーティファクトの強調などの不具合があった。

第２の課題：非特許文献１に開示された技術では、磁化率のみに支配的な位相変化を反映した位相マスクを生成することができるが、２次以上のＧＭＮを行わず１次のリフェーズのみを行っているために、拍動や複雑な走行を持つ血管の存在などによる２次以上のモーメントに起因するアーティファクトの発生を防げないという不具合があった。

本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは第１に、フローあるいはフローおよび磁化率の効果を精度良く描出することにある。

本発明の目的とするところは第２に、フローが及ぼす位相シフトの影響をさらに少なくして、静脈の描出能を向上させることにある。

本発明の一態様による磁気共鳴画像診断装置は、スライス軸、位相エンコード軸およびリードアウト軸のそれぞれに沿ったスライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場およびリードアウト傾斜磁場を発生する発生手段と、前記スライス軸、前記位相エンコード軸および前記リードアウト軸のうちの少なくとも１軸に関して、被検体の関心領域の動脈および静脈のフローによる信号低下を強調させるためのディフェーズ量を設定する設定手段と、前記設定手段によって前記ディフェーズ量が設定された軸に関して当該ディフェーズ量に応じたディフェーズ傾斜磁場パルスを含んだグラディエントエコー系のパルスシーケンスで前記発生手段を制御する制御手段と、前記制御手段の制御の下に前記発生手段が発生する前記スライス傾斜磁場、前記位相エンコード傾斜磁場、前記リードアウト傾斜磁場および前記ディフェーズ傾斜磁場パルスに基づいて生じるディフェーズ傾斜磁場の作用により前記関心領域から発生した磁気共鳴信号に基づいて、動脈および静脈のいずれも周囲組織に対し低い画素値で表し、かつフローおよび磁化率を強調した画像を前記関心領域に関して生成する生成手段とを備える。

第１、第３、第５および第７の態様によれば、フローまたはフローおよび磁化率の効果を精度良く描出することができる。

第２、第４、第６および第８の態様によれば、フローが及ぼす位相シフトの影響をさらに少なくして、静脈の描出能を向上させることができる。

以下、図面を参照して本発明の第１および第２の実施形態について説明する。

図１は第１および第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置と称する）１００の構成を示す図である。

このＭＲＩ装置１００は、被検体２００を載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロールおよび画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。そしてＭＲＩ装置１００はこれらの各部の構成要素として、磁石１、静磁場電源（static power supply）２、傾斜磁場コイルユニット３、傾斜磁場電源（static power supply）４、シーケンサ（シーケンスコントローラ）５、ホスト計算機６、ＲＦコイルユニット７、送信器８Ｔ、受信器８Ｒ、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、入力器１３、シムコイル１４およびシムコイル電源１５を有する。またＭＲＩ装置１００には、被検体２００の心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測する心電計測部と、被検体２００に息止めを指令するための息止め指令部とを備えている。これら心電計測部および息止め指令部の構成要素としては、音声発生器１６、ＥＣＧセンサ１７およびＥＣＧユニット１８が含まれる。

静磁場発生部は、磁石１と静磁場電源２とを含む。磁石１としては、例えば超電導磁石や常電導磁石が利用可能である。静磁場電源２は、磁石１に電流を供給する。かくして静磁場発生部は、被検体２００が送り込まれる円筒状の空間（診断用空間）の中に静磁場Ｂ₀を発生させる。この静磁場Ｂ₀の磁場方向は、診断用空間の軸方向（Ｚ軸方向）にほぼ一致する。なお、静磁場発生部には、さらにシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４は、ホスト計算機６の制御下でのシムコイル電源１５からの電流供給によって静磁場均一化のための補正磁場を発生する
寝台部は、被検体２００を載せた天板を、診断用空間に送り込んだり、診断用空間から抜き出したりする。

傾斜磁場発生部は、傾斜磁場コイルユニット３および傾斜磁場電源４を含む。傾斜磁場コイルユニット３は、磁石１の内側に配置される。傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向およびＺ軸方向のそれぞれの傾斜磁場を発生させるための３組のコイル３ｘ，３ｙ，３ｚを備える。傾斜磁場電源４は、シーケンサ５の制御のもとで、コイル３ｘ，３ｙ，３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流をそれぞれ供給する。かくして傾斜磁場発生部は、傾斜磁場アンプ７からコイル６ｘ，６ｙ，６ｚに供給するパルス電流を制御することにより、物理軸である３軸（Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸）方向の傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場Ｇss、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇpe、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇroからなる各論理軸方向のそれぞれの傾斜磁場を任意に設定する。スライス方向、位相エンコード方向および読出し方向の各傾斜磁場Ｇss，Ｇpe，Ｇroは、静磁場Ｂ₀に重畳される。

送受信部は、ＲＦコイルユニット７、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを含む。ＲＦコイルユニット７は、診断用空間にて被検体２００の近傍に配置される。送信器８Ｔおよび受信器８Ｒは、シーケンサ５の制御の下で動作する。送信器８Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を起こさせるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイルユニット７に供給する。受信器８Ｒは、ＲＦコイルユニット７が受信したエコー信号などのＭＲ信号（高周波信号）を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、あるいはフィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してエコー信号に応じたデジタル量のエコーデータ（原データ）を生成する。

制御・演算部は、シーケンサ５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２および入力器１３を含む。

シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えている。シーケンサ５は、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報をメモリに記憶する。シーケンサ５のＣＰＵは、メモリに記憶したシーケンス情報にしたがって、傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒの動作を制御するとともに、受信器８Ｒが出力したエコーデータを一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送する。ここで、シーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばコイル６ｘ，６ｙ，６ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間および印加タイミングなどに関する情報を含む。シーケンサ５は、ホスト計算機６の制御の下に、ホスト計算機６により設定されたディフェーズ量に応じたディフェーズ傾斜磁場パルスを含んだグラディエントエコー系のパルスシーケンスで傾斜磁場発生部を制御する機能を持つ。さらにシーケンサ５は、ホスト計算機６の制御の下に、ディフェーズ量を異ならせながら同一スライスに関する複数組の磁気共鳴信号を生じさせるように傾斜磁場発生部を制御する機能を持つ。

ホスト計算機６は、予め定められたソフトウエア手順を実行することにより実現される各種の機能を有している。この機能の１つは、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する。上記の機能の１つは、スライス軸、位相エンコード軸およびリードアウト軸のうちの少なくとも１軸に関して、被検体２００の関心領域の動脈および静脈のフローによる信号低下を強調させるためのディフェーズ量を設定する。上記の機能の１つは、ディフェーズ量を設定した軸に関して当該ディフェーズ量に応じたディフェーズ傾斜磁場パルスを含んだグラディエントエコー系のパルスシーケンスで磁気共鳴信号の収集を行うようにシーケンサ５を制御する。上記の機能の１つは、信号低下を強調させる対象となる部位を判定する。上記の機能の１つは、ディフェーズ量を異ならせながら同一スライスに関する複数組の磁気共鳴信号を生じさせるようにシーケンサ５制御する。上記の機能の１つは、複数の磁気共鳴信号に基づいて関心領域に関する複数の準備画像をそれぞれ生成するように演算ユニット１０を制御する。上記の機能の１つは、複数の準備画像を表示するように表示器１２を制御する。上記の機能の１つは、複数の準備画像のうちの操作者が所望とする１つの準備画像を判定する。上記の機能の１つは、磁気共鳴信号に基づいて求まる位相シフトから組織の既知の磁化率から決まる位相シフト分を減じて組織のフローに応じた位相シフトを求める。

ホスト計算機６は、位置決め用スキャンなどの準備作業に引き続いて、イメージングスキャンを実施する。イメージングスキャンは、画像再構成に必要なエコーデータの組を収集するスキャンであり、ここでは２次元スキャンに設定されている。イメージングスキャンは、ＥＣＧ信号に依るＥＣＧゲート法を併用して行うことができる。なお、このＥＣＧゲート法は場合によっては併用しなくてもよい。

演算ユニット１０は、受信器８Ｒが出力したエコーデータを、シーケンサ５を通して入力する。演算ユニット１０は、入力したエコーデータを、内部メモリに設定したフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）に配置する。演算ユニット１０は、フーリエ空間に配置されたエコーデータを２次元または３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データを再構成する。また演算ユニット１０は、必要に応じて、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理などを行うことができる。

合成処理には、２次元の複数フレームの画像データを対応する画素毎に加算する加算処理、３次元データに対して視線方向の最大値または最小値を選択する最大値投影（ＭＩＰ）処理または最小値投影（ｍｉｎＩＰ）処理などが含まれる。また、合成処理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとってエコーデータのまま１フレームのエコーデータに合成するようにしてもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、重み付け加算処理などが含まれる。

記憶ユニット１１は、再構成された画像データや、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを記憶する。

表示器１２は、ユーザに提示するべき各種の画像をホスト計算機６の制御の下に表示する。表示器１３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。

入力器１３は、術者が希望する撮影条件、パルスシーケンス、画像合成や差分演算に関する情報などの各種の情報を入力する。入力器１３は、入力した情報をホスト計算機６に送る。入力器１４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備える。

息止め指令部は、音声発生器１６を備える。音声発生器１６は、ホスト計算機６から指令の下に、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発する。

心電計測部は、ＥＣＧセンサ１７およびＥＣＧユニット１８を含む。ＥＣＧセンサ１７は、被検体２００の体表に付着されており、被検体２００のＥＣＧ信号を電気信号（以下、センサ信号と称する）として検出する。ＥＣＧユニット１８は、センサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施した上で、シーケンサ５およびホスト計算機６に出力する。センサ信号は、イメージングスキャンを実行するときにシーケンサ５により用いられる。これにより、ＥＣＧゲート法（心電同期法）による同期タイミングを適切に設定でき、この同期タイミングに基づくＥＣＧゲート法のイメージングスキャンを行ってデータ収集できるようになっている。

次に以上のように構成されたＭＲＩ装置１００の動作について詳細に説明する。

（第１の実施形態）
以下、第１の実施形態について説明する。この第１の実施形態は第１の目的に対応する。

図２は第１の実施形態における撮像のためのホスト計算機６の処理のフローチャートである。

ステップＳａ１においてホスト計算機６は、データ収集を行うようにシーケンサ５に指示する。この指示を受けてシーケンサ５は、以下に説明するようにしてデータ収集を行う。

図３は第１の実施形態におけるパルスシーケンスを示す図である。図３に示される波形は上から順番に、撮像対象に印加する高周波パルス（ＲＦ）、スライス方向の傾斜磁場波形（Ｇss）、位相エンコード方向の傾斜磁場波形（Ｇpe）、リードアウト方向の傾斜磁場波形（Ｇro）およびエコー信号（Echo）を示す。

図３から分かるように、第１の実施形態におけるパルスシーケンスはグラディエントエコー法に準じ、図１４に示す従来のパルスシーケンスに類似する。ただし、従来はフローの影響を排除して磁化率のみが位相シフトに支配的になるようリフェーズをした上でグラディエントエコー法による撮像を行っていたのに対して、第１の実施形態では、ディフェーズを行ってフローを強調した画像を得るという点が異なる。すなわち、ディフェーズを生じさせるように、各傾斜磁場を図１４とは異ならせている。

図４および図５は、リフェーズとディフェーズのシーケンスの違いを表すものとして、リフェーズとディフェーズのＧ(t)の違いを簡単に説明する図である。なお、簡単のためにＧ(t)を矩形波として示している。

ＲＦ印加時刻を０、エコー時間（ＴＥ）が３だとして、図４は１間隔の時間で１、−２、１の傾斜磁場強度を、図５は１．５間隔の時間で−１、１の傾斜磁場強度をそれぞれ印加するものとしている。このとき、０次モーメント、すなわち∫Ｇ(t)ｄｔは共に０である。一方、１次モーメント、すなわち∫Ｇ(t)ｔｄｔを求めると、図４では０となりＧ(t)はリフェーズとなるのに対し、図５では２．２５となりＧ(t)はディフェーズとなる。したがって、図３に示すような図においてリフェーズとディフェーズとの違いは、撮像条件によって値が決まるＧssの最初の台形波とＧroの最後の台形波とを除く各台形波における傾斜磁場強度、すなわち傾斜磁場Ｇss、Ｇpe、Ｇroが同時に印加される部分の傾斜磁場強度が異なることにある。

さて、リフェーズは、フローの影響による信号変動をキャンセルするよう傾斜磁場を制御する。リフェーズさせた場合には、血流の位相変化は大幅に減少され、血流の信号は低下されることのないまま高信号として収集される。これとは逆にディフェーズは、フローの影響による信号変動を積極的に起こす。ディフェーズでは、動きを持つ血流などのフローのスピンの位相分散が傾斜磁場によってより進むようする。ディフェーズでは、フローのスピンのベクトル和が小さくなるため、すなわちフローの信号において振幅成分の減衰がより大きくなるために、フローの信号は抑制されて低信号として収集される。

なお、図３においては１ＴＥに相当する期間のみを図示している。この図３に示すシーケンスをベースとするスピンワープ（spin warp）法、エコープラナーイメージング法、エコーシフト法およびマルチエコー法のいずれの方法も利用できる。ちなみにスピンワープ法は、ＴＥよりも長い繰り返し周期ＴＲ毎にＲＦ励起とエコー信号の収集とを繰り返す。エコープラナーイメージング法は、繰り返し周期ＴＲ毎の１度のＲＦ励起に対して、ｋ空間の複数のラインに関するエコー信号を収集する。エコーシフト法は、ＲＦ励起およびエコー信号の収集処理は、ＴＥよりも短い繰り返し周期ＴＲ毎に繰り返される。ある繰り返し周期ＴＲに行われるＲＦ励起の間に生成されるエコー信号は、同じ周期内では収集されずに、次の周期にて収集される。マルチエコー法は、繰り返し周期ＴＲ毎に１度のＲＦ励起を行うとともに、当該１度のＲＦ励起に対して複数の画像についてのｋ空間の同一ラインに関するエコー信号を収集する。

ステップＳａ２においてホスト計算機６は、上記のようにして収集したデータに基づく画像再構成を行うように演算ユニット１０に指示する。この指示に応じて演算ユニット１０は、例えば周知の手法によって画像再構成を行う。この画像再構成により、振幅画像、位相画像および３Ｄ（３次元）ボリュームデータが得られる。

ステップＳａ３においてホスト計算機６は、再構成された画像に関する補間処理を行うように演算ユニット１０に指示する。この指示に応じて演算ユニット１０は、例えば周知の手法によって補間処理を行う。この補間処理は、省略することもできる。

ステップＳａ４においてホスト計算機６は、合成画像を生成するように演算ユニット１０に指示する。この指示に応じて演算処理ユニット１０は、例えば周知の手法によって振幅画像と位相画像との合成画像を生成する。例えば、演算ユニット１１は、位相画像に基づいて位相シフトが大きい部分と小さい部分とを表した位相マスク画像を生成する。この位相マスク画像は、位相画像上で位相が進んでいる（或いは遅れている）部分の画素をゼロ、位相差のない部分の画素を１にしたような画像である。すなわち位相画像は、磁化率が大きくなる部分（位相が異なる部分）と小さくなる部分とを表した画像である。この位相マスク画像は、位相画像にフィルタ処理を施すことによって、低周波数成分の位相の乱れを除去した位相画像である。フィルタ処理としては、位相画像を高周波通過フィルタ（High-pass filter）を通過させる処理、あるいは低周波通過フィルタ(low-pass filter)を通過させる前後の位相画像を差分する処理などがある。演算ユニット１１は、このように生成された位相マスク画像と振幅画像とを所定回数（１回〜複数回）掛け合わせることで、磁化率による位相変化をさらに強調させた画像（ＳＷＩ画像：Susceptibility-Weighted Imaging画像）を得ることができる。この処理は、省略することもできる。

ステップＳａ５においてホスト計算機６は、表示用画像を生成するように演算ユニット１０に指示する。この指示に応じて演算処理ユニット１０は、例えば周知の手法によって表示用画像を生成する。この処理は、血管を連続した管として表現するために行われる。この処理の手法としては例えば、最大値投影処理（ＭＩＰ）、最小値投影処理（ｍｉｎＩＰ）、あるいは加算投影などの投影処理が適用できる。第１の実施形態においては、振幅画像では動脈および静脈のいずれも周囲組織に対して低い画像値になるので、ｍｉｎＩＰが最適である。表面を抽出するなどした上でボリュームレンダリングやサーフェスレンダリングを適用することも可能である。あるいは、原画像信号の観察を可能とするためには、断面変換（ＭＰＲ）も適用可能である。

ステップＳａ６においてホスト計算機６は、ステップＳａ５にて生成された表示用の画像や、振幅画像、あるいは位相画像などを、操作者の指示に応じて表示器１２に表示させる。

図６（ａ）は、ステップＳａ４において位相強調処理を行わないで、ステップＳａ５においてｍｉｎＩＰを適用して生成された表示用画像の一例を示す図である。図６（ｂ）はリフェーズを含むグラディエントエコー法による撮像を行う第１の従来手法（非特許文献１）により得られる画像の一例を示す図である。図６（ｃ）は第１の従来手法により得られた画像に対して位相強調処理を行う第２の従来手法により得られた画像の一例を示す図である。これら図６（ａ）乃至図６（ｃ）から分かるように、第１の従来手法、すなわち図６（ｂ）の画像は、血管の描出能は非常に低い。これに対して第２の従来手法、すなわち図６（ｃ）の画像は、静脈の描出能は第１の従来手法に比べて向上しているが、位相シフトの無い動脈の描出能は依然として低い。さらに第２の従来手法、すなわち図６（ｃ）の画像では、位相強調処理が複数回に渡って繰り返されることで、脳実質のＳ／Ｎが悪化してしまっている。これに対して第１の実施形態により得られた画像、すなわち図６（ａ）の画像は、位相強調処理を行わないでも、静脈および動脈がいずれも鮮明に、かつ忠実に描出されており、描出能が向上している。しかも、マスク処理のような後処理を加えていないために、脳実質についても高いＳ／Ｎで描出できている。

かくして第１の実施形態によれば、静脈の血管腔の過大評価や、磁化率効果に伴うアーティファクトの強調といった不具合を生じさせることなく、フローを精度良く描出することができる。

ところで第１の実施形態では、ディフェーズ量によってはアーティファクトが発生してしまう恐れがある。そこで、ディフェーズ量を、血管を十分に強調しながらも、アーティファクトを生じさせることがない適当な値に調整することが望ましい。

ディフェーズ量は、図４および図５の説明において用いているモーメントのオフセット量によって定義することが可能である。あるいはディフェーズ量は、ｂ値（b factor）によって定義することも可能である。モーメントのオフセット量とｂ値とは、概念は互いに異なっており、両者は単純に単位変換できる関係にあるものでは無いが、ディフェーズ量の調節の説明に当たっては、モーメントのオフセット量およびｂ値のいずれにより論じても実質的には同じことである。そこで以降においては、ディフェーズ量をｂ値によって定義する説明を行うこととする。なお図４および図５の説明においてモーメントのオフセット量を説明に用いているのは、リフェーズとディフェーズとを同じ単位のもとで比較するのに適するためである。

ｂ値は、傾斜磁場波形ベクトルの積分の内積として以下の（２）式および（３）式の通り定義されている。

ｂ値は、ディフェーズに伴う信号低下を表すものということでディフェーズ量と関係がある。ディフェーズしない場合の信号をＳ(0)、ディフェーズをしたときの信号をＳ(b)とすると、組織ごとにある係数Ｄが存在し、Ｓ(b)＝Ｓ(0)・exp（-bD）なる関係でｂ値に応じた信号低下が起こると定義されている。

図７はｂ値を変更して上記のようにして生成されたｍｉｎＩＰ画像のいくつかの例を示す図である。図７（ａ）〜（ｆ）の画像を撮像する際のｂ値はそれぞれ、０．１sec／mm²、１sec／mm²、４sec／mm²、１６sec／mm²、３２sec／mm²、６４sec／mm²である。

図７から分かるようにｂ値が０．１〜６４sec／mm²のいずれであっても、静脈および動脈が描出されている。しかしながら、図７（ｅ）の画像と図７（ｆ）の画像とを比較して明らかなように、ｂ値が６４sec／mm²であると大きなアーティファクトが生じている。このことから、ｂ値は、０．１〜５０sec／mm²程度の範囲内に設定することが好ましい。さらには、図７（ａ）の画像と図７（ｂ）の画像とを比較して明らかなように、ｂ値が０．１sec／mm²であると血管の描出能が若干低い。また図７（ｄ）の画像と図７（ｅ）の画像とを比較して明らかなように、ｂ値が３２sec／mm²であると脳実質のＳ／Ｎが若干低い。このことから、さらに望ましいｂ値の設定範囲は、１〜２０sec／mm²である。

ただし、ディフェーズ量と血管の描出能との関係には個人差がある。そこで、ホスト計算機６は、ディフェーズ量を任意に設定する機能を備える。ホスト計算機６は、操作者が入力器１３にて入力した何らかの数値に基づいてディフェーズ量を設定しても良いし、数値ではなく、ディフェーズ量に関連する情報（複数候補）の中からいずれかを選択することによりディフェーズ量を設定しても良いし、自動的にディフェーズ量を設定しても良い。

ディフェーズ量を設定するために操作者に入力させる数値は、例えばｂ値、ＶＥＮＣ（velocity encoding）、流速などである。入力すべき数値を操作者が決定するのを支援するために、準備撮像の結果を例えば表示器１２に表示させるようにしても良い。例えば、ｂ値を異ならせて複数回の撮像を行って得られる複数の画像を表示させる。すなわち、図７（ａ）〜（ｆ）に示すような画像を表示させる。あるいは例えば、ＶＥＮＣを異ならせつつ得られる複数のフェーズコントラスト（phase contrast）法によるＭＲＡ（magnetic resonance angiography）画像を表示させる。これらの画像を表示する場合、各画像を得るために使用したｂ値やＶＥＮＣを操作者が参照できるようにしておけば、操作者は所要の画質の画像を得るために使用されたｂ値やＶＥＮＣを入力すべき数値として容易に決定することができる。あるいは、ホスト計算機６が、いずれか１つの画像の操作者による指定を受け付けるようにする。そしてホスト計算機６が、選択された画像を得るために使用されたｂ値やＶＥＮＣが上記の数値として入力されたとすることも可能である。また、信号低下を強調させるべき複数の部位のそれぞれについて、その部位における信号低下を強調するのに適するディフェーズ量を記述した情報を例えば記憶ユニット１１に記憶させておく。そしてホスト計算機６が、例えば操作者が指定した部位に応じたディフェーズ量を上記の情報に基づいて設定することも可能である。

自動的にディフェーズ量を設定する場合には例えば、上記のような準備撮像により得られた画像のうちからＣＮＲ（contrast to noise ratio）またはＳＮＲ（signal to noise ratio）が予め定めた許容範囲内となる画像を選択して、その画像を得るために使用したｂ値やＶＥＮＣに基づいてディフェーズ量を設定すれば良い。なお、上記の条件に合致する画像が複数有る場合には、いずれの画像を選択しても良い。ただし、ディフェーズ量が大きいほど血管の描出能が高いので、より大きなｂ値や小さなＶＥＮＣを使用して得られた画像を選択することが好ましい。

一方、この第１の実施形態においては、ＴＥによってフローの描出能が変化することはない。このため、ＴＥは任意に変更することが可能である。

なお、ＴＥは、局所磁場の不均一性の画像コントラストへの影響度に関係する。すなわちＴＥを短くするほど、局所磁場の不均一性の画像コントラストへの影響度が低下する。そこで、局所磁場の不均一性が画像のコントラストに反映しない程度に小さな値にＴＥを定めることにより、フローの効果をより支配的に表す画像を得ることができる。逆に局所磁場の不均一性が画像のコントラストに反映する程度に大きな値にＴＥを定めることにより、フローおよび磁化率の効果をともに表した画像を得ることができる。

なおＴＥは、ＲＦ励起を行ってからエコー信号にピークが表れるまでの時間である。エコー信号にピークが表れるのは、傾斜磁場Ｇroの積分値が０になるタイミングである。従って、例えば図８に示すように、傾斜磁場Ｇroのパターンを変更させずに、ＲＦ励起を行ってから傾斜磁場Ｇroの印加を開始するまでの時間ＴＡを変化させることにより、ＴＥを調整することができる。もちろん、傾斜磁場Ｇroのパターンを変化させたり、時間ＴＡおよび傾斜磁場Ｇroのパターンの両方を変化させてＴＥを調整することもできる。

比較的短いＴＥにより得られる画像、すなわちフローの効果をより支配的に表す画像によれば、血管の態様を精度良く、かつ見易く表しているために、血管の態様を観察するのに適する。なお、第１の実施形態においては、ディフェーズによる信号減衰または位相変化を用いてフローを描出しているため、細い動脈や、上方から回り込んでくる側副血行路なども良好に描出することが可能で、脳梗塞の診断などの臨床的に有用な特長を有した画像を得ることができる。脳梗塞は、特に急性期の場合は発症から数時間以内が血栓溶解薬などによる治療可能な時間とされる。時間が経過するほど脳組織の壊死が進むため、脳組織障害が可逆的なうちに診断して治療につなげることが重要である。位相エンコード数を減らすこと、すなわち分解能を落とすことによってスキャン時間の短縮が可能である。しかし、血栓などは診断上、十分なＳ／Ｎや高空間分解能の条件で撮る必要があり、かつ極力短いスキャン時間での撮像が望まれる。したがって第１の実施形態においては、図１に示すＲＦコイルユニット７として複数のコイルエレメントを備えたマルチアレイコイルを用いた上で、パラレルイメージング（ＰＩ）法を利用することで、分解能を落とすことなく撮像時間の短縮が可能となり、脳梗塞の診断において極めて有効である。原理的にＰＩ法は倍速率に反比例してＳ／Ｎは低下するが、２Ｄ撮像にくらべ３Ｄ撮像はＳ／Ｎが高いため、ＰＩ法の適用は、むしろ空間分解能を維持した時間短縮に効果的である。ＰＩ法とは、位相エンコードステップを間引いて充填して、不完全な生データから折り返しのある画像を生成した後、この生データから画像を再構成する技術である。ＰＩ法には、再構成の手法の違いにより、ＳＥＮＳＥ（sensitivity encoding）およびＳＭＡＳＨ（simultaneous acquisition of spatial harmonics）が知られているが、どちらを利用しても良い。なおＳＥＮＳＥは、複数のコイルエレメントの感度分布を利用してＦＯＶ（field of view）からはみ出た折り返しを展開する。ＳＭＡＳＨは、複数のコイルエレメントそれぞれから得られた生データを、複数のコイルエレメントの感度分布を利用して完全な生データを生成し、これから画像を再構成する。

またＰＩ法（特にＳＥＮＳＥ）を適用する場合には、それぞれのコイルエレメントごとに位相データが得られることになる。そこで、これら複数の位相データを例えば重み付け加算などにより合成処理した上で、これにより得られる合成データからステップＳａ４における位相シフト強調処理で使用する位相マスク画像を作ることで、ＰＩ法においてもより効果的な位相シフト強調処理を行うことが可能となる。

なお磁化率効果による位相変化はＴＥ以外に静磁場強度によっても影響を受けるため、第１の実施例における適切なＴＥの値は静磁場強度に応じて変化する。例えば１．５Ｔでは４０ms程度、３Ｔでは２０ms程度にエコー時間ＴＥを設定すると、ディフェーズによる位相分散のために血管がフローボイドとなり、かつ磁化率効果を十分に反映したコントラストを持った画像が得られる。また、ディフェーズによるフローの積極的な位相分散を起こして低信号化させるために、Ｔ₂ ^*強調画像を短いＴＥで撮像することができる。これにより、Ｔ₂ ^*強調画像撮像の撮像において、撮像時間の短縮やＳ／Ｎの向上を図ることが可能である。

なお、従来のように１次モーメント以上のリフェーズを行わずに０次モーメントのみのＧＭＮを行うことで、血流のスピンが位相分散により低信号となるＴ₂ ^*強調画像が得られる。しかし、０次のみのＧＭＮでは血流の位相分散が不十分であるため、血管内に低信号の部分と、位相分散が十分でない高信号の部分の混じった画像になってしまい、血管の描出が第１の実施形態に比べて不十分である。

比較的長いＴＥにより得られる画像、すなわちフローおよび磁化率の効果をともに表した画像によれば、血管の態様に関する情報の他に、磁化率効果により血栓や出血などの情報も同時に得られるので、血栓や出血の有無のみならず、その位置をも確認することが可能であり、治療計画を立てる上での重要な情報が得られる。

なお、従来のようにリフェーズする場合においても、ＴＥを長くするほど局所磁場の不均一性がさらに強調されるため、より長いエコー時間のＴ₂ ^*強調撮像では磁化率による位相分散がより大きくなり、血管の描出が向上したＴ₂ ^*強調画像を得ることはできる。しかしながらこの場合は、血流のみならず実質部においても磁化率が強調され、局所磁場の不均一性によるムラや歪みが目立ってしまったり、エコー時間を長くすることによってＳ／Ｎの低下や撮像時間の延長を招く。

また、公知の一般的なグラディエントエコー法による頭部Ｔ₂ ^*強調画像は、出血など磁化率変動の大きいものに対する感度は良い。しかし、リフェーズを行って血流の影響を排除すると、血流が高信号として画像化されて脳実質と血管が明瞭に区別できるコントラストにならないため、出血箇所と血管の位置関係が１つの画像上ではっきり分からない。

ところで、第１の実施形態で得られるエコーから求まる位相シフトのデータは、その位相変化が磁化率およびフローによって生じるものであるため、そのままでは磁化率とフローを切り分けて考えることができない。ただし、予め分かっている組織ごとの磁化率の違いから、各組織ごとの磁化率の違いによる位相シフト分を減じることで、フローのみが支配的な位相シフトのデータを得ることが可能となる。

なお上記のように第１の実施形態において得られる画像は、非造影のＭＲＡ（magnetic resonance angiography）画像である。すなわち第１の実施形態によると、上記のような有用な画像を造影剤を使用せずに得ることができるので、無侵襲であるという磁気共鳴イメージングの特徴を最大限に発揮することが可能である。

ところで、非特許文献１に示されるＳＷＩでは、静磁場方向と血管走行方向との間の角度によっては、静脈の内外で位相の極性が魔法角効果の影響によって変わることが知られている。このため従来のＳＷＩでは、静磁場方向に直交する断面に関してｍｉｎＩＰにより画像化した場合、静脈に接した静脈外の部分が低信号化することによって、図９に示すように１本の静脈が並行する２本の血管のように描出されてしまう。そこで極性を無視した位相シフト強調を行うと、静脈の内外がともに低信号化されるため、図１０に示すように静脈の血管腔が実際よりも太く描出されてしまう。しかしながら第１の実施形態で得られる画像においては、図１１に示すように静脈が忠実に描出される。すなわち第１の実施形態では、コロナル面やサジタル面に代表される静磁場方向に直交する断面についての投影像においても血管腔が正確で高精度な画像を得ることができる。

（第２の実施形態）
以下、第２の実施形態について説明する。この第２の実施形態は第２の目的に対応する。

図１２は第２の実施形態におけるパルスシーケンスを示す図である。図１２に示される波形は上から順番に、撮像対象に印加する高周波パルス（ＲＦ）、スライス方向の傾斜磁場波形（Ｇss）、位相エンコード方向の傾斜磁場波形（Ｇpe）、リードアウト方向の傾斜磁場波形（Ｇro）およびエコー信号（Echo）を示す。

図１２から分かるように、第２の実施形態におけるパルスシーケンスはグラディエントエコー法に準じている。そして第２の実施形態は第１の実施形態と異なり、非特許文献１と同様にエコー時間中にリフェーズする。ただし、非特許文献１では１次のモーメントのみを０とするように傾斜磁場を印加しているのに対して、第２の実施形態では１次および２次のモーメントをいずれも０とするように傾斜磁場を印加する点が異なる。そしてＴＥを静脈の位相シフトがキャンセルされる長さとする。

かくして第２の実施形態によれば、より磁化率のみが位相変動に支配的になり、位相データにおいて静脈の描出能をより向上させることが可能となる。

なお、１次および２次のモーメントを厳密に０にしなければならない訳ではなく、フローによる振幅減衰または位相シフトをキャンセルするのに十分な値とすれば良い。

この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。

第１の実施形態では、ディフェーズの量や極性を同じにする必要は無い。また、ディフェーズを行う軸を３軸ではなく、２軸または１軸として、残る軸でリフェーズを行っても良い。また、全エンコードではなく、０エンコードのみディフェーズを行っても良い。さらには、ディフェーズを行う軸やエンコードステップを限定してもよい。

第２の実施形態では、リフェーズを行う軸やエンコードステップを任意に変更しても良い。また、３次以上のモーメントについてもフローによる振幅減衰または位相シフトをキャンセルするのに十分な値としても良い。

第１および第２の実施形態では、パルスシーケンスは、３Ｄではなく２次元（２Ｄ）でもよい。非対称スピンエコー系のパルスシーケンスをグラディエントエコー法のパルスシーケンスに代えて適用することも可能である。非対称スピンエコー系のパルスシーケンスは図１３に示すように、励起パルス（通常、９０°パルス）の照射から反転パルス（通常、１８０°パルス）の照射までの時間Ｔａと反転パルスの照射からエコーピークまでの時間ＴｂとをそれぞれＴＥ／２とは異なる時間とする。この非対称スピンエコー系のパルスシーケンスの場合には、時間Ｔａと時間Ｔｂとの時間差が大きいほど、画像のコントラストに局所磁場の不均一性が大きく反映される。従って、非対称スピンエコー系のパルスシーケンスを採用する場合には、第１の実施形態のようにＴＥを調整するのに代えて、時間Ｔａと時間Ｔｂとの時間差を調整することになる。このように非対称スピンエコー系のパルスシーケンスを採用すれば、ＴＥを変更する必要が無いので、Ｔ₂の効果を一定にしたままで局所磁場の不均一性の影響の異なる画像を撮像することが可能である。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

本発明の第１および第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成を示す図。 図１中のホスト計算機６による第１の実施形態における処理のフローチャート。 第１の実施形態におけるパルスシーケンスを示す図。 図５とともにリフェーズとディフェーズのシーケンスの違いを表す図。 図４とともにリフェーズとディフェーズのシーケンスの違いを表す図。 第１の実施形態により得られるｍｉｎＩＰ画像および従来手法により得られる画像の一例を示す図。 ｂ値を変更して生成されたｍｉｎＩＰ画像のいくつかの例を示す図。 エコー時間の調整例を示す図。 従来のＳＷＩにおいて静磁場方向に直交する断面に関するｍｉｎＩＰにより得られる画像の一例を示す図。 従来のＳＷＩにおいて極性を無視した位相シフト強調により得られた画像を静磁場方向に直交する断面に関してｍｉｎＩＰを行うことにより得られる画像の一例を示す図。 第１の実施形態により得られる画像の一例を示す図。 第２の実施形態におけるパルスシーケンスを示す図。 非対称スピンエコー系のパルスシーケンスの一例を示す図。 従来例のパルスシーケンスを示す図。

符号の説明

１…磁石、２…静磁場電源、３…傾斜磁場コイルユニット、３ｘ，３ｙ，３ｚ…コイル、４…傾斜磁場電源、５…シーケンサ、６…ホスト計算機、７…ＲＦコイル、８Ｒ…受信器、８Ｔ…送信器、１０…演算ユニット、１１…記憶ユニット、１２…表示器、１３…入力器、１４…シムコイル、１５…シムコイル電源、１６…音声発生器、１７…ＥＣＧセンサ、１８…ＥＣＧユニット。

Claims (23)

1. スライス軸、位相エンコード軸およびリードアウト軸のそれぞれに沿ったスライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場およびリードアウト傾斜磁場を発生する発生手段と、
   前記スライス軸、前記位相エンコード軸および前記リードアウト軸のうちの少なくとも１軸に関して、被検体の関心領域の動脈および静脈のフローによる信号低下を強調させるためのディフェーズ量を設定する設定手段と、
   前記設定手段によって前記ディフェーズ量が設定された軸に関して当該ディフェーズ量に応じたディフェーズ傾斜磁場パルスを含んだグラディエントエコー系のパルスシーケンスで前記発生手段を制御する制御手段と、
   前記制御手段の制御の下に前記発生手段が発生する前記スライス傾斜磁場、前記位相エンコード傾斜磁場、前記リードアウト傾斜磁場および前記ディフェーズ傾斜磁場パルスに基づいて生じるディフェーズ傾斜磁場の作用により前記関心領域から発生した磁気共鳴信号に基づいて、動脈および静脈のいずれも周囲組織に対し低い画素値で表し、かつフローおよび磁化率を強調した画像を前記関心領域に関して生成する生成手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴画像診断装置。
2. 前記ディフェーズ量は、動脈および静脈のフローによる信号低下を強調させるとともに、前記被検体の関心領域の動脈および静脈に対する背景部の信号低下を抑制するように定められることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
3. 前記生成手段は、静磁場方向に直交する方向からの投影処理により前記関心領域に関する断面画像を生成することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
4. 前記生成手段により生成される画像は、非造影のＭＲＡ（magnetic resonance angiography）画像であることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
5. 前記制御手段は、前記生成手段により生成される画像のコントラストに磁化率の違いを強調して反映させるエコー時間とするように前記発生手段を制御することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
6. 前記磁気共鳴信号をそれぞれ受信する複数のコイルエレメントをさらに備え、
   前記制御手段は、前記複数のコイルエレメントの感度の差を利用して前記位相エンコード軸に関するエンコードステップを間引くパラレルイメージングを行うように前記発生手段を制御することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
7. 前記複数のコイルエレメントのそれぞれで受信された磁気共鳴信号に基づいて複数の振幅画像および複数の位相画像を生成し、前記複数の位相画像を合成した合成位相画像を生成し、前記複数の振幅画像に対して前記合成位相画像を用いて位相シフトの違いをコントラストに強調して反映した画像を生成する生成手段をさらに備えることを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴画像診断装置。
8. 前記制御手段は、前記ディフェーズ傾斜磁場パルスによるディフェーズ量をエンコード毎に異ならせるように前記発生手段を制御することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
9. 前記制御手段は、前記ディフェーズ傾斜磁場パルスによるディフェーズ量を一部のエンコードのみ異ならせるように前記発生手段を制御することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
10. 信号低下を強調させるべき複数の部位と、これら複数の部位のそれぞれに関する信号低下を強調させるためのディフェーズ量との関係を表した情報を記憶する記憶手段と、
    信号低下を強調させる対象となる部位を判定する部位判定手段とをさらに具備し、
    前記設定手段は、前記部位判定手段により判定された部位に対応するディフェーズ量を前記記憶手段に記憶された情報に基づいて設定することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
11. 前記ディフェーズ量を異ならせながら同一スライスに関する複数組の磁気共鳴信号を生じさせるように前記発生手段を制御する手段と、
    前記複数組の磁気共鳴信号に基づいて前記関心領域に関する複数の準備画像をそれぞれ生成する手段とをさらに具備し、
    前記設定手段は、前記複数の準備画像に基づいて前記ディフェーズ量を設定することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
12. 前記ディフェーズ量を異ならせながら同一スライスに関する複数組の磁気共鳴信号を生じさせるように前記発生手段を制御する手段と、
    前記複数組の磁気共鳴信号に基づいて前記関心領域に関する複数の準備画像をそれぞれ生成する手段とをさらに具備し、
    前記複数の準備画像を表示する手段と、
    前記複数の準備画像のうちの操作者が所望とする１つの準備画像を判定する画像判定手段とをさらに具備し、
    前記設定手段は、前記画像判定手段により判定された前記１つの準備画像に対応するディフェーズ量を前記信号低下を強調させるためのディフェーズ量として設定することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
13. 前記設定手段は、前記ディフェーズ量を、ｂ値にして０．１sec／mm²〜５０sec／mm²の範囲内にて設定することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
14. 前記設定手段は、前記ディフェーズ量を、ｂ値にして１sec／mm²〜２０sec／mm²の範囲内にて設定することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
15. 前記制御手段は、前記生成手段により生成される画像のコントラストに局所磁場の不均一性を反映させるエコー時間とするように前記制御を行うことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
16. 前記生成手段が生成する前記画像は、前記磁気共鳴信号の振幅に基づく振幅画像であることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
17. 前記生成手段は、前記画像に対して３次元処理を施して３次元画像を生成することを特徴とする請求項１６に記載の磁気共鳴画像診断装置。
18. 前記生成手段は、前記３次元処理として、最小値投影、最大値投影あるいは加算投影などの投影処理、ボリュームレンダリング、サーフェースレンダリング、あるい断面変換を行うことを特徴とする請求項１７に記載の磁気共鳴画像診断装置。
19. 前記パルスシーケンスの下に前記被検体から発生する磁気共鳴信号に基づいて求まる位相シフトから組織の既知の磁化率から決まる位相シフト分を減じて前記組織のフローに応じた位相シフトを求める手段をさらに備えることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
20. 前記パルスシーケンスが、スピンワープ法であることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
21. 前記パルスシーケンスが、エコープラナーイメージング法であることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
22. 前記パルスシーケンスが、エコーシフト法であることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。
23. 前記パルスシーケンスが、マルチエコー法であることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像診断装置。

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