JP6533571B2 - 磁気共鳴イメージング装置及び画像作成方法 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ；以下、「ＭＲＩ」という）技術に関し、特に、被検体の血流に関する情報（血行動態情報）を取得し、その血行動態情報を用いて、さらに新たな血行動態情報を生成する技術に関する。

ＭＲＩ装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生する核磁気共鳴（ＮＭＲ）信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を２次元的に或いは３次元的に画像化する装置である。撮影においては、ＮＭＲ信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたＮＭＲ信号は、２次元又は３次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。

近年、例えば、脳などの部位の血行動態の評価が、血液灌流画像や関連情報を用いてなされている。血行動態の評価に用いられる画像には、例えば、部位が脳の場合、脳血液量（Ｃｅｒｅｂｒａｌ Ｂｌｏｏｄ Ｖｏｌｕｍｅ：ＣＢＶ）画像、脳血流量（Ｃｅｒｅｂｒａｌ Ｂｌｏｏｄ Ｆｌｏｗ：ＣＢＦ）画像、酸素摂取率（Ｏｘｙｇｅｎ Ｅｘｔｒａｃｔｉｏｎ Ｆｒａｃｔｉｏｎ：ＯＥＦ）画像、脳酸素消費量（Ｃｅｒｅｂｒａｌ Ｍｅｔａｂｏｌｉｃ Ｒａｔｅ ｏｆ Ｏｘｙｇｅｎ：ＣＭＲＯ２）画像、平均通過時間（Ｍｅａｎ Ｔｒａｎｓｉｔ Ｔｉｍｅ：ＭＴＴ）画像などがある。

ところで、１．５Ｔ以上の高磁場ＭＲＩでは、血液灌流画像（Ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ Ｗｅｉｇｈｔｅｄ Ｉｍａｇｉｎｇ：ＰＷＩ）、定量的磁化率マップ（Ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ Ｓｕｓｃｅｐｔｉｂｉｌｉｔｙ Ｍａｐ：ＱＳＭ）、拡散強調画像（Ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ Ｗｅｉｇｈｔｅｄ Ｉｍａｇｉｎｇ：ＤＷＩ）等を生成するプロトコルが、実用化されている。

ＰＷＩには、造影剤を用いず、血液をラベルした画像（ラベル画像）とラベルしない画像（コントロール画像）とを取得し、両者の差分を取ることにより血行動態を描出するＡＳＬ−ＰＷＩ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ−ＰＷＩ：動脈磁化ラベルＰＷＩ）と呼ばれる手法がある（例えば、特許文献１、２，３参照）。そして、このＡＳＬ−ＰＷＩからＣＢＦ画像を得る技術がある（例えば、非特許文献１、２参照）。

ＱＳＭは、ＳＷＩ（Ｓｕｓｃｅｐｔｉｂｉｌｉｔｙ Ｗｅｉｇｈｔｅｄ Ｉｍａｇｉｎｇ：磁化率強調画像）を取得する撮像シーケンスを実行し、得られた位相画像から、組織の位相マップを求め、逆問題により、求める（例えば、非特許文献３、４、特許文献４参照）。このＱＳＭからＯＥＦの分布を画像化する、ＱＭＳ−ＯＥＦと呼ばれる技術がある。また、ＣＭＲＯ２画像を、異なる２つの状態の脳灌流状態のＱＳＭから求め、さらに、このＣＭＲＯ２画像からＯＥＦ画像を求める技術がある（例えば、非特許文献５参照）。非特許文献５には、ＣＭＲＯ２画像を算出する過程で、ＣＢＦ画像からＣＢＶ画像を算出する技術も開示されている。

また、安静時と負荷時といった、複数の異なる状態のＳＷＩ画像を取得し、それらを用いてＯＥＦ画像を求める技術がある（例えば、非特許文献６参照）。一方、安静時に得た画像のみからＯＥＦ画像を求める技術もある（例えば、非特許文献７参照）。

また、ＤＷＩから、灌流を反映するＩＶＩＭ（Ｉｎｔｒａ-Ｖｏｘｅｌ Ｉｎｃｏｈｅｒｅｎｔ Ｍｏｔｉｏｎ）画像を生成し、このＩＶＩＭ画像から、ＣＢＶ画像を得る技術がある（例えば、非特許文献８、９参照）。また、ある仮定の元に、ＩＶＩＭ画像からＣＢＶ画像、ＭＴＴ画像、ＣＢＦ画像を求める方法がある（非特許文献８、表１参照）。ＩＶＩＭ画像から得られる画像のうち、最もＤＣＳ（Ｄｙｎａｍｉｃ Ｓｕｓｃｅｐｔｉｂｉｌｉｔｙ Ｃｏｎｔｒａｓｔ：造影剤を使った精度の高い方法）と相関が高いのはＣＢＶ(f)である。ＩＶＩＭ画像から求めたＭＴＴ画像の精度は良くない（非特許文献８、図１０）。

米国特許第５，８４６，１９７号明細書 米国特許第７，５４５，１４２号明細書 米国特許第６，２８５，９００号明細書 国際公開第２０１４／０７６８０８号

Nicholas A. et al. "Arterial spin labeling MRI: Clinical applications in the brain", Journal of magnetic resonance imaging 2014,Article first published online: 19 SEP 2014、DOI:10.1002/jmri.24751 p1-p16 E.L. Barbier, et al. "Methodology of brain perfusion imaging", Journal of magnetic resonance imaging 2001 13 p496-520 C. Lin et al. "Susceptibility -weighted imaging and quantitative susceptibility mapping in the brain", Journal of magnetic resonance imaging 2014、Article first published online : 1 OCT 2014, DOI:10.1002/jmri.24768 p1-19 R. Sato et al. "Quantitative susceptibility mapping with a combination of different regularization parameters", ISMRM 2014 p3179 J. Zhang et. al. "Quantitative mapping of cerebral metabolic rate of oxygen (CMRO2) using quantitative susceptibility mapping", Magnetic resonance in medicine 2014 Article first published online: 26 SEP 2014, DOI:10.1002/mrm.25463 p1-8 Y. Zaitsu et al. "Mapping of cerebral oxygen extraction fraction changes with susceptibility-weighted phase imaging", Radiology 2011 volume 261 Number 3 p930-936 K. Kudo et al. "Oxygen extraction fraction measurement using quantitative susceptibility mapping in patients with chronic cerebral ischemia: comparison with positron emission tomography", ISMRM 2014 p3272 Christian Federau et al. "Measuring brain perfusion with intra-voxel incoherent motion (IVIM): Initial clinical experience", Journal of magnetic resonance imaging 2014 39 p624-632 D. Le Bihan, R. Turner "The capillary network: A link between IVIM and classical perfusion", Magnetic resonance in medicine 1992 27 p171-178

上述のように、ＭＲＩの複数のプロトコルにより、例えば、脳といった特定の部位の血行動態の評価に必要な多種の画像を得ることができる。

しかしながら、例えば、非特許文献５に開示の技術では、ＣＢＶ画像は、ＣＢＦ画像にポジトロンＣＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＰＥＴ）で求めた係数をかけることで得ている。このように、ＭＲＩ装置で得た画像から、上記各種の画像を得るためには、ＰＥＴの計測結果から得た係数が必要となる。このため、一般に、実臨床では、ＣＢＶ、ＣＢＦ、ＯＥＦは、そのまま、ＰＥＴで計測されることが多い。特に、ＯＥＦは、貧困灌流領域を画像化できるなど、有用な診断情報が得られる¹⁵Ｏ−ＰＥＴを用いることが多い。ところが、¹⁵Ｏ−ＰＥＴは、短寿命の放射性同位元素を造影剤として用いるため、検査には造影剤を作る加速器が必要なこと、侵襲性が高い検査であること、検査必要が高額なことなどから、臨床有用性は高いものの、どちらかといえば限定的な普及に留まっている。

さらに、ＣＭＲＯ２画像は、複数の状態、例えば、安静時と負荷時のＱＳＭから算出される。このため、両状態でＱＳＭの撮像を行う必要があり、患者にとって負荷が大きい。また、ＣＭＲＯ２画像をＡＳＬ−ＰＷＩ画像とＱＳＭ−ＯＥＦ画像とから求める手法は、提案されていない。また、ＭＴＴ画像を、ＡＳＬ−ＰＷＩ画像とＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像との演算から求める手法についても、発明者が調べた範囲では提案されていない。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、侵襲性の低い検査のみで、所定の部位の、血行動態を評価するために必要な画像（血流パラメータ）を取得する技術を提供することを目的とする。

本実施形態では、放射線同位元素（例えば、¹⁵Ｏ）も、ＭＲＩ用造影剤（例えば、Ｇｄ）も使用することなく、ＭＲＩ装置による造影剤不使用の複数種の撮影のみから、所定の部位の血行動態を評価するために必要な画像群を取得する。例えば、部位が脳の場合、ＡＳＬ−ＰＷＩ撮像、ＱＳＭ撮像、ＩＶＩＭ撮像を行い、その結果から、脳の血行動態を評価するために必要なＣＢＦ画像、ＯＥＦ画像、ＣＢＶ画像、ＣＭＲＯ２画像、ＭＴＴ画像を得る。

本発明によれば、侵襲性の低い検査のみで、所定の部位の、血行動態を評価するために必要な画像（血流パラメータ）を取得できる。

第一の実施形態のＭＲＩ装置の全体構成のブロック図である。 （ａ）は、第一の実施形態の制御処理部の機能ブロック図であり、（ｂ）は、第三の実施形態の制御処理部の機能ブロック図である。 第一の実施形態の血行動態算出処理の流れを説明するための説明図である。 第一の実施形態の撮像処理のフローチャートである。 （ａ）および（ｂ）は、第一の実施形態のＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス例を説明するための説明図である。 （ａ）および（ｂ）は、第一の実施形態のＱＳＭシーケンス例を説明するための説明図である。 第一の実施形態のＩＶＩＭシーケンス例を説明するための説明図である。 第一の実施形態のＩＶＩＭ画像作成手法を説明するための説明図である。 第一の実施形態のＣＭＲＯ２算出処理を説明するための説明図である。 第一の実施形態のＭＴＴ算出処理を説明するための説明図である。 第二の実施形態の撮像処理の第一例のフローチャートである。 第二の実施形態の撮像処理の第二例のフローチャートである。 第三の実施形態の撮像処理と輝度補正処理を説明するための説明図である。 第三の実施形態の撮像処理と静磁場歪補正処理を説明するための説明図である。

＜＜第一の実施形態＞＞
本発明の第一の実施形態を説明する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、特に断らない限り、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。

［装置構成］
まず、本実施形態のＭＲＩ装置の一例の全体概要を図１に基づいて説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置の一実施形態の全体構成を示すブロック図である。

本実施形態のＭＲＩ装置１００は、ＮＭＲ現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図１に示すように、静磁場発生部１２０と、傾斜磁場発生部１３０と、シーケンサ１４０と、高周波磁場発生部（以下、送信部）１５０と、高周波磁場検出部（以下、受信部）１６０と、制御処理部１７０と、を備える。

静磁場発生部１２０は、垂直磁場方式であれば、被検体１０１の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に、均一な静磁場を発生させるもので、被検体１０１の周りに配置される永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源を備える。

傾斜磁場発生部１３０は、ＭＲＩ装置１００の座標系（装置座標系）であるＸ、Ｙ、Ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル１３１と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１３２とを備え、後述のシーケンサ１４０からの命令に従ってそれぞれの傾斜磁場コイル１３１の傾斜磁場電源１３２を駆動することにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向に傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを印加する。撮影時には、スライス面（撮影断面）に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス（Ｇｓ）を印加して被検体１に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの２つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｐ）と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｆ）を印加してエコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。

送信部１５０は、被検体１０１の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を起こさせるために、被検体１０１に高周波磁場パルス（以下、「ＲＦパルス」と呼ぶ。）を照射するもので、高周波発振器（シンセサイザ）１５２と変調器１５３と高周波増幅器１５４と送信側の高周波コイル（送信コイル）１５１とを備える。高周波発振器１５２はＲＦパルスを生成する。変調器１５３は、シーケンサ１４０からの指令に従って、出力されたＲＦパルスを振幅変調する。高周波増幅器１５４は、この振幅変調されたＲＦパルスを増幅し、被検体１０１に近接して配置された送信コイル１５１に供給する。送信コイル１５１は供給されたＲＦパルスを被検体１０１に照射する。

受信部１６０は、被検体１０１の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号（エコー信号、ＮＭＲ信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル（受信コイル）１６１と信号増幅器１６２と直交位相検波器１６３と、Ａ／Ｄ変換器１６４とを備える。受信コイル１６１は、被検体１０１に近接して配置され、送信コイル１５１から照射された電磁波によって誘起された被検体１０１の応答のＮＭＲ信号を検出する。検出されたＮＭＲ信号は、信号増幅器１６２で増幅された後、シーケンサ１４０からの指令によるタイミングで直交位相検波器１６３により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがＡ／Ｄ変換器１６４でディジタル量に変換されて、制御処理部１７０に送られる。

送信コイル１５１と傾斜磁場コイル１３１とは、被検体１０１が挿入される静磁場発生部１２０の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体１０１に対向して、水平磁場方式であれば被検体１０１を取り囲むようにして設置される。また、受信コイル１６１は、被検体１０１に対向して、或いは取り囲むように設置される。

シーケンサ１４０は、制御処理部１７０からの指示に従って、ＲＦパルスと傾斜磁場パルスとが印加され、被検体１０１が発生するエコー信号が計測されるよう、各部に指示を行う。具体的には、制御処理部１７０からの指示に従って、被検体１０１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信部１５０、傾斜磁場発生部１３０、および受信部１６０に送信する。

制御処理部１７０は、ＭＲＩ装置１００全体の制御、各種データ処理等の演算、処理結果の表示及び保存等を行うもので、ＣＰＵ１７１と記憶装置１７２と表示装置１７３と入力装置１７４とを備える。記憶装置１７２は、ハードディスクなどの内部記憶装置と、外付けハードディスク、光ディスク、磁気ディスクなどの外部記憶装置とにより構成される。表示装置１７３は、ＣＲＴ、液晶などのディスプレイ装置である。入力装置１７４は、ＭＲＩ装置１００の各種制御情報や制御処理部１７０で行う処理の制御情報の入力のインタフェースであり、例えば、トラックボールまたはマウスとキーボードとを備える。入力装置１７４は、表示装置１７３に近接して配置される。操作者は、表示装置１７３を見ながら入力装置１７４を通してインタラクティブにＭＲＩ装置１００の各種処理に必要な指示、データを入力する。なお、タッチパネルなど、表示装置１７３が入力装置１７４の機能を兼ねていてもよい。

ＣＰＵ１７１は、操作者が入力した指示に従って、記憶装置１７２に予め保持されるプログラムを実行することにより、ＭＲＩ装置１００の動作の制御、各種データ処理等の制御処理部１７０の各処理を実現する。上記シーケンサ１４０への指示は、予め記憶装置１７２に保持されたパルスシーケンス（撮像シーケンス）に従って行われる。また、例えば、受信部１６０からのデータが制御処理部１７０に入力されると、ＣＰＵ１７１は、信号処理、画像再構成処理等を実行し、その結果である被検体１０１の断層像を表示装置１７３に表示するとともに、記憶装置１７２に記憶する。

現在、ＭＲＩ装置の撮像対象核種で、臨床で普及しているものは、被検体１０１の主たる構成物質である水素原子核（プロトン）である。ＭＲＩ装置１００では、プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または機能を、二次元もしくは三次元的に撮像する。

［機能構成］
本実施形態では、上述のように、侵襲性の低い検査方法のみで、所定の部位の血行動態を評価可能な画像群（血流パラメータ）を取得する。具体的には、造影剤を使わない、複数種のＭＲＩ撮像で得たデータから、必要な画像群を算出する。

これを実現するため、本実施形態の制御処理部１７０は、図２（ａ）に示すように、造影剤を使わない所定の撮像シーケンスに従って被検体１０１の所定の領域からのエコー信号を計測し、得られたエコー信号から再構成画像を得る撮像部２１０と、再構成画像に予め定めた処理を施し、シーケンス画像を算出するシーケンス画像取得部２２０と、シーケンス画像に画像処理を施して、前記領域に含まれる所定の部位の血行動態を評価する血行動態画像を算出する画像処理部２３０と、を備える。なお、画像処理部２３０は、算出した画像を、記憶装置１７２に保持するとともに、表示装置１７３に表示する。

制御処理部１７０が実現する各機能は、制御処理部１７０が備えるＣＰＵ１７１が、記憶装置１７２に予め格納されたプログラムを、メモリにロードして実行することにより実現される。また、全部または一部の機能は、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）、ＦＰＧＡ（ｆｉｅｌｄ−ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ ｇａｔｅ ａｒｒａｙ）などのハードウェアによって実現してもよい。また、各機能の処理に用いる各種のデータ、処理中に生成される各種のデータは、記憶装置１７２に格納される。

［本実施形態の概要］
本実施形態では、撮像部２１０は、第一の撮像シーケンスと、前記第一の撮像シーケンスとは異なる第二の撮像シーケンスとを実行する。そして、シーケンス画像取得部２２０は、第一の撮像シーケンスにより得た再構成画像から第一のシーケンス画像を算出し、第二の撮像シーケンスにより得た再構成画像から第二のシーケンス画像を算出する。

そして、画像処理部２３０は、前記第一のシーケンス画像および前記第二のシーケンス画像から、第一の血行動態画像および前記第一の血行動態画像とは異なる第二の血行動態画像をそれぞれ算出するとともに、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像から、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像とは異なる第四の血行動態画像を算出する。

なお、撮像部２１０は、さらに、第一の撮像シーケンスおよび第二の撮像シーケンスとは異なる第三の撮像シーケンスを実行し、シーケンス画像取得部２２０は、第三の撮像シーケンスにより得た再構成画像から再構成された画像に予め定めた処理を施し、第三のシーケンス画像を算出し、画像処理部２３０は、前記第三のシーケンス画像から、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像とは異なる第三の血行動態画像を算出するとともに、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像のいずれか一方と前記第三の血行動態画像とから、前記第一の血行動態画像、前記第二の血行動態画像、前記第三の血行動態画像および前記第四の血行動態画像のいずれとも異なる第五の血行動態画像を算出してもよい。

以下、本実施形態について、血行動態を評価する対象部位を脳とし、図３に示すように、第一の撮像シーケンスをＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００とし、第二の撮像シーケンスをＱＳＭシーケンス（ＱＳＭを取得するための撮像シーケンス）４００とし、第三の撮像シーケンスを、ＩＶＩＭシーケンス（ＩＶＩＭを取得するための撮像シーケンス）５００とし、第一のシーケンス画像を、ＡＳＬ−ＰＷＩ画像３１０とし、第二のシーケンス画像を、ＱＳＭ画像４１０とし、第三のシーケンス画像を、ＩＶＩＭ画像５１０とし、第一の血行動態画像を、脳血流量（ＡＳＬ−ＣＢＦ）画像３３０とし、第二の血行動態画像を、酸素摂取率（ＱＭＳ−ＯＥＦ）画像４３０とし、第三の血行動態画像を、脳血液量（ＩＶＩＭ−ＣＢＶ）画像５３０とし、第四の血行動態画像を、脳酸素消費量（ＣＭＲＯ２）画像６２０とし、第五の血行動態画像を、平均通過時間（ＭＴＴ）画像６４０とする場合を例にあげて説明する。以下、制御処理部１７０の各機能について、図３に従って、説明する。

［撮像部］
まず、撮像部２１０による撮像処理２００について、説明する。本実施形態では、撮像部２１０が、ＡＳＬーＰＷＩシーケンス３００と、ＱＳＭシーケンス４００と、ＩＶＩＭシーケンス５００とを実行し、それぞれ再構成画像を得る。図４は、撮像部２１０による撮像処理２００のフローチャートである。なお、これらのシーケンスの実行順は問わない。

［ＡＳＬ−ＰＷＩ撮像］
撮像部２１０は、まず、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００に従って、ＡＳＬ−ＰＷＩ撮像を行う（ステップＳ１１０１）。そして、撮像部２１０は、得られたエコー信号から、血液にラベルをしないコントロール画像（Ｃｏｎｔｒｏｌ）３１１と血液をラベルした画像（ラベル画像：Ｓｐｉｎ ｌａｂｅｌｅｄ）３１２とを得る。

ここで、ＡＳＬ−ＰＷＩ撮像に用いられるＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００について説明する。ＡＳＬ−ＰＷＩ撮像は、上述のように、コントロール画像３１１とラベル画像３１２とを取得し、両者の差分を取ることにより血行動態を描出する撮像である。

図５（ａ）に示すように、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００は、ラベルパルス３０１を印加して、画像用データを取得する撮像シーケンス（画像取得シーケンス）３０２を実行するラベリング撮像部３０３と、コントロールパルス３０４を印加して、画像取得シーケンス３０２を実行するコントロール撮像部３０５とを備える。ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００では、ラベリング撮像部３０３による撮像と、コントロール撮像部３０５による撮像とを１組として撮像が行われる。

ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００には、例えば、２ＤのＦＡＩＲ （Ｆｌｏｗ ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ ａｌｔｅｒｎａｔｉｎｇ ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｒｅｃｏｖｅｒｙ）シーケンス、２ＤのｐＣＡＳＬ（Ｐｓｅｕｄｏ−Ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ Ｌａｂｅｌｉｎｇ）シーケンスなどが、用いられる。

ＦＡＩＲでは、反転パルスを印加後、画像取得シーケンスを実行する撮像シーケンスと、反転パルスを付与しないで、画像取得シーケンスを実行する撮像シーケンスとを１セットとして実行する（例えば、Seong-Gi Kim, “Quantification of relative cerebral blood flow change by flow-sensitive alternating inversion recovery(FAIR) technique: application to functional mapping” Magnetic resonance in Medicine, 1995 34 p293-301参照）。

また、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００において、画像取得シーケンス３０２として用いられる撮像シーケンスは、例えば、ＧｒＥ−ＥＰＩ（ＧｒａｄｉｅｎｔＥｃｈｏ−ｅｃｈｏ ｐｌａｎａｒ ｉｍａｇｉｎｇ）シーケンスである。このＧｒＥ−ＥＰＩシーケンス３５０の例を図５（ｂ）に示す。

なお、本図において、ＲＦ、Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｆは、それぞれ、ＲＦパルス、スライス選択傾斜磁場パルス、位相エンコード傾斜磁場パルス、周波数エンコード傾斜磁場パルスの印加軸を示す。以下、本明細書の全シーケンス図において、同様とする。

本図に示すように、ＥＰＩシーケンス３５０は、スライス選択傾斜磁場パルス３５２とともにＲＦパルス３５１を印加した後、位相エンコードを付与する傾斜磁場パルス３５３を変えつつ、読み出し傾斜磁場パルス３５４を反転して繰り返し、多数のグラジエントエコー３５５をつくり、ｋ空間の複数のラインを埋めるシーケンスである。撮像パラメータには、例えば、６４ｘ６４マトリクス、ＦＯＶ（ｆｉｅｌｄ ｏｆ ｖｉｅｗ：視野）=２４ｘ２４ｃｍ、空間分解能３．８ｘ３．８ｍｍ、スライス厚５ｍｍ、ＴＩ（インバージョンタイム）＝１．４ｓ、インバージョンスラブ１５ｍｍ、画像加算４０回を用いる。

なお、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００は、上記構成に限定されない。ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０が適切に取得できればよく、例えば、３Ｄであっても良い。

また、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００には、血液を抑制するパルスを付加することが望ましい。血液を抑制するパルスには、例えば、ＭＰＧ（Ｍｏｔｉｏｎ Ｐｒｏｂｉｎｇ Ｇｒａｄｉｅｎｔ）パルスがある。ＭＰＧパルスは、上記ＦＡＩＲの場合、反転パルスと画像取得シーケンスとの間に印加される。このとき、例えば、ＭＰＧパルスの印加の強さを表すｂ値は、１０程度とする。

血液を抑制するパルスを付加することにより、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００から算出する後述のＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０において、血液信号を抑制できるメリットがある。

［ＱＳＭ撮像］
次に、撮像部２１０は、ＱＳＭシーケンス４００に従って、ＱＳＭ撮像を行う（ステップＳ１１０２）。ＱＳＭシーケンス４００は、後述するＱＳＭ画像４１０を取得するために実行する撮像シーケンスであり、具体的にはＳＷＩシーケンスを実行する。撮像部２１０は、ＳＷＩシーケンスで得たデータを再構成して得られる複素画像（ＳＷＩ画像）から、位相画像（ｐｈａｓｅ ｍａｐ）４１１と絶対値画像（ａｂｓｏｌｕｔｅ ｍａｐ）４１２とを得る。

後述するＱＳＭ画像４１０は、上述のように、ＳＷＩシーケンスを実行し、得られた位相画像４１１から、組織の位相マップを求め、逆問題により、求める。ＳＷＩシーケンスには、例えば、３ＤＲＦスポイルドＳＳＦＰ（ＲＦ−ｓｐｏｉｌｅｄ ｓｔｅａｄｙ ｓｔａｔｅ ｆｒｅｅ ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ）シーケンス、もしくは、３ＤマルチショットＥＰＩシーケンスなどが用いられる。以下、このＳＷＩシーケンスをＱＳＭシーケンス４００と呼ぶ。

ＱＳＭシーケンス４００として用いられる、３ＤＲＦスポイルドＳＳＦＰのパルスシーケンス例４５０を図６（ａ）に、３ＤマルチショットＥＰＩのパルスシーケンス例４６０を図６（ｂ）に、それぞれ示す。

図６（ａ）に示すように、３ＤＲＦスポイルドＳＳＦＰは、スライス選択傾斜磁場パルス４５２とともにＲＦパルス４５１を印加した後、位相エンコードを付与する傾斜磁場パルス４５３を変えつつ、読み出し傾斜磁場パルス４５４を加え、グラジエントエコー４５５をつくり、リワインドパルス４５６を与え、短い繰り返し時間（ＴＲ）で、ｋ空間の複数のラインを埋めるシーケンスである。撮像パラメータとして、例えば、ＦＡ（ｆｌｉｐ ａｎｇｌｅ：フリップ角）は１８度、ＴＥ／ＴＲは３０ｍｓ／４４ｍｓ、積算回数は１、ＦＯＶは２５６ｘ２５６ｍｍ、スライス厚は２ｍｍ、計測マトリクスは３８４ｘ１６０、再構成マトリクスは５１２ｘ５１２を用いる。

図６（ｂ）に示すように、３ＤマルチショットＥＰＩは、スライス選択傾斜磁場パルス４６２とともにＲＦパルス４６１を印加した後、位相エンコードを付与する傾斜磁場パルス４６３を変えつつ、読み出し傾斜磁場パルス４６４を反転して繰り返し、複数のグラジエントエコー４６５をつくり、リワインドパルス４６６を与え、短い繰り返し時間で、ｋ空間の複数のラインを埋めるシーケンスである。撮像パラメータとして、例えば、ＦＡは１８度、ＴＥ／ＴＲは３０ｍｓ／４４ｍｓ、積算回数は１、ＦＯＶは２５６ｘ２５６ｍｍ、スライス厚は２ｍｍ、計測マトリクスは３８４ｘ１６０、再構成マトリクスは５１２ｘ５１２を用いる。

［ＩＶＩＭ撮像］
撮像部２１０は、ＩＶＩＭシーケンス５００に従って、ＩＶＩＭ撮像を行う（ステップＳ１１０３）。ＩＶＩＭシーケンス５００は、後述するＩＶＩＭ画像５１０を取得するために実行する撮像シーケンスであり、ここでは、ＤＷＩ画像を取得する拡散強調シーケンス、例えば、２Ｄの拡散強調ＳＥ−ＥＰＩシーケンス（ＤＷ−ＥＰＩシーケンス）を用いる。この際、撮像部２１０は、ｂ値を変えて、複数回撮像を行い、それぞれのエコー信号から画像５１１を再構成する。用いるｂ値は、例えばｂ＝０，１０，２０，４０，８０，１１０，１４０，１７０，２００，５００，９００などとする。

後述するＩＶＩＭ画像５１０は、この、複数の異なるｂ値で撮像した結果（ＤＷＩ画像５１１）から生成される。

ＩＶＩＭシーケンス５００として用いられる、ＤＷ−ＥＰＩシーケンス５５０のパルスシーケンス例を図７に示す。

本図に示すように、ＤＷ−ＥＰＩシーケンス５５０は、スライス選択傾斜磁場パルス５５３，５５４とともにＲＦパルス５５１、５５２を印加した後、位相エンコードを付与する傾斜磁場パルス５５６を変えつつ、読み出し傾斜磁場パルス５５７を反転して繰り返し、複数のグラジエントエコー５５８をつくり、ｋ空間の複数のラインを埋めるシーケンスである。なお、本シーケンスでは、ＲＦパルス５５２の前後に一組の拡散強調パルス（ＭＰＧパルス）５５５を印加する。撮像パラメータとして、例えば、ＴＲ/ＴＥ＝４０００/９９ｍｓ、ＭＰＧパルスのｂ値＝０，１０，２０，４０，８０，１１０，２００，４００，６００，１０００、スライス厚４ｍｍ、ＦＯＶ＝２９７ｘ２９７ｍｍ、マトリクス２５６ｘ２５６、空間分解能１．２ｍｍｘ１．２ｍｍ、パラレルイメージングファクター２倍速、パーシャルフーリエ７５％、脂肪抑制併用、撮像時間３分７秒を用いる。

このとき、ＭＰＧパルス５５５の印加方向はＧｓ、Ｇｐ、Ｇｆの３方向とする。撮像は横断面で行う。

ＩＶＩＭシーケンス５００では、ＭＰＧパルス５５５によるフローコンペンセーション効果があるため、血管の信号を抑制できる。

［その他の撮像］
最後に、撮像部２１０は、その他の診断画像を得る撮像、血管撮像（ＴＯＦ）などを行い（ステップＳ１１０４）、処理を終了する。なお、得られた各画像は、記憶装置１７２に保存され、また、表示装置１７３に表示される。

上述のように、撮像順は問わない。また、全ての撮像を一連の撮像として行う必要もない。また、予め撮像を実行し、得られた各再構成画像を記憶装置１７２に保持しておき、それを用いるよう構成してもよい。なお、記憶装置１７２には、後述するシーケンス取得部が算出したＡＳＬ−ＰＷＩ画像３１０、ＱＳＭ画像４１０、ＩＶＩＭ画像５１０を保持してもよい。

［シーケンス画像取得部］
次に、シーケンス画像取得部２２０による、各再構成画像から、シーケンス画像を生成する処理を説明する。本実施形態では、シーケンス画像取得部２２０は、図３に示すように、ＡＳＬ−ＰＷＩ撮像で得た再構成画像からＡＳＬ−ＰＷＩ画像３１０を算出し、ＱＳＭ撮像で得た再構成画像からＱＳＭ画像４１０を算出する。ＩＶＩＭ撮像で得た再構成画像からＩＶＩＭ画像５１０を算出する。

ＡＳＬ−ＰＷＩ画像３１０は、ラベル画像３１２とコントロール画像３１１との差分を取ることにより、算出される。

ＱＳＭ画像４１０は、位相画像４１１の成分を主に用いて算出される。ＱＳＭ画像４１０の計算には、例えば、Ｌ１ノルムを使って逆問題を精度よく解く、例えば、上記特許文献４の図６、図７、図８などに開示の公知技術を使う。

ＩＶＩＭ画像５１０は、異なるｂ値で得た各画像（ＤＷＩ画像）５１１を、画素毎に、２つの指数関数の合成値としてフィッティングし、得られたフィッティング係数をＩＶＩＭ画像５１０の画素値とする。具体的には、図８に示すように、得られたそれぞれの画像の各画素値（Ｌｏｇ信号値）を２つの指数関数の合成値としてフィッティングし、フィッティング関数の係数（フィッティング係数；ＤＣ、Ｄ^＊、ｆ）を画素値とする。

ＩＶＩＭ画像５１０として得るフィッティング係数は、図８に示すように、例えば、真の拡散係数（ＤＣ：Ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ Ｃｏｅｆｆｉｃｉｅｎｔ）、灌流を拡散とみなした拡散係数（Ｄ^＊：ｐｓｅｕｄｏ−ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ ｃｏｅｆｆｉｃｉｅｎｔ）、全体に占める灌流の割合（ｆ：ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ ｆｒａｃｔｉｏｎ）などである。

［画像処理部］
次に、画像処理部２３０による各処理を説明する。本実施形態の画像処理部は、シーケンス画像から、各種の血行動態画像を算出する。以下、１種類のシーケンス画像から直接、血行動態画像を算出する、第一の算出処理と、第一の算出処理で算出した、複数の血行動態画像から新たな血行動態画像を算出する第二の算出処理との２つに分けて、本実施形態の画像処理部２３０による血行動態画像の算出処理を説明する。

以下、図３に示すように、第一の算出処理のうち、ＡＳＬ−ＰＷＩ画像３１０からＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０を算出する処理をＡＳＬ−ＣＢＦ算出処理３２０、ＱＳＭ画像４１０からＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３０を算出する処理をＱＳＭ−ＯＥＦ算出処理４２０、ＩＶＩＭ画像５１０からＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０を算出する処理をＩＶＩＭ−ＣＢＶ算出処理５２０、と呼ぶ。また、第二の算出処理のうち、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０とＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３０からＣＭＲＯ２画像６２０を算出する処理をＣＭＲＯ２算出処理６１０、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０とＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０とからＭＴＴ画像６４０を算出する処理をＭＴＴ算出処理６３０、と呼ぶ。

まず、第一の算出処理の、各処理を説明する。

［ＡＳＬ−ＣＢＦ算出処理］
ＡＳＬ−ＰＷＩ画像３１０から、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０を得る、ＡＳＬ−ＣＢＦ算出処理３２０を説明する。ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０は、ＡＳＬ−ＰＷＩ画像３１０を、別途取得したプロトン密度強調（Ｐｒｏｔｏｎ Ｄｅｎｓｉｔｙ Ｗｅｉｇｈｔｅｄ：ＰＤＷ）画像で除算することにより得られる。ＰＤＷ画像取得用パルスシーケンスは公知の方法を用いる。もしくは、撮像パラメータをＰＤＷ画像用に調整することによりコントロール画像を流用する方法でも良い。すなわち、画像処理部２３０は、以下の式（１）に従って、ＣＢＦ（ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０）を、ＰＷＩ（ＡＳＬ−ＰＷＩ画像３１０）から算出する。なお、ＰＷＩ（ＡＳＬ−ＰＷＩ画像３１０）は、ラベル画像３１１とコントロール画像３１２との差分画像である。
ＣＢＦ＝α・ＰＷＩ／ＰＤＷ ・・・（１）
ここで、αは、比例係数であり、経験的に求められる値である。

［ＱＳＭ−ＯＥＦ算出処理］
ＱＳＭ画像４１０から、ＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３０得る、ＱＳＭ−ＯＥＦ算出処理４２０を説明する。上述のように、一般には、ＯＥＦ画像は、安静時と負荷時といった異なる状態のＳＷＩ画像から算出する。しかし、ここでは、生体組織の磁化率が、鉄分の量や静脈中の酸素量によって変化することを利用し、安静時に取得したＱＳＭ画像４１０のみから、ＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３０を算出する。

ＱＳＭ画像４１０は、上述のように、特許文献４に開示されている方法（逆問題を解く方法）で求める。そして、画像処理部２３０は、ＱＳＭ画像４１０の任意のＶＯＩ（Ｖｏｌｕｍｅ ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ）の中で、閾値処理とマスク処理とを組み合わせ、脳内静脈構造を抽出する。そして、このＶＯＩの中で、静脈構造として抽出された部分の磁化率とその他の部分の磁化率との差を求める。最後に、画像処理部２３０は、この差のデータから、ＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３０を算出する。

安静時に取得したＱＳＭ画像４１０のみからＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３０を取得する手法は、実臨床に適用する観点から適している。その理由は、１回の計測で良いので、検査時間が短く、かつ、患者に負荷をかけないため、患者への負荷テストを割愛できるためである。ここで、負荷テストとは、例えば血行動態に変化を与える薬物投与であり、カフェインによる血管収縮後の検査や、過換気（ｈｙｐｅｒｖｅｎｔｉｌａｔｉｏｎ）や酸素吸入（ｏｘｙｇｅｎ ｉｎｈａｌａｔｉｏｎ）、アセタゾラミド（ａｃｅｔａｚｏｌａｍｉｄｅ）負荷である。

［ＩＶＩＭ−ＣＢＶ算出処理］
ＩＶＩＭ画像５１０から、ＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０得る、ＩＶＩＭ−ＣＢＶ算出処理５２０を説明する。上述のように、ＩＶＩＭ画像５１０は、ＤＷＩシーケンスで、異なる複数のｂ値を用いて撮像し、得られたそれぞれの画像の各画素値（Ｌｏｇ信号値）をフィッティングすることにより得たフィッティング係数（例えば、真の拡散係数ＤＣ、灌流を拡散とみなした拡散係数Ｄ^＊、全体に占める灌流の割合ｆ）を画素値とする画像である。

画像処理部２３０は、ＩＶＩＭ画像５１０の画素値であるフィッティング係数を用いて以下の式（２）に従って、ＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０を算出する。なお式（２）は、代表的な例として、ｆを用いた場合を示している。
ｆ＝ＣＢＶ／ｆｗ ・・・（２）
∴ ＣＢＶ＝ｆ×ｆｗ
ここで、ｆｗは、ＮＭＲ ｖｉｓｉｂｌｅ ｗａｔｅｒ ｃｏｎｔｅｎｔ ｆｒａｃｔｉｏｎ（ＮＭＲ観測可能水分含有率：組織固有の値として過去の知見をもとに設定する値）であり、例えば、０．７８という値をとる。

次に、第二の算出処理の各処理を、図面を用いて説明する。

［ＣＭＲＯ２算出処理］
次に、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０と、ＱＭＳ−ＯＥＦ画像４３０とから、ＣＭＲＯ２画像６２０を算出するＣＭＲＯ２算出処理６１０を、図９を用いて説明する。上述のように、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０は、撮影対象部位（ここでは、脳）の、血流量を表す画像である。また、ＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３０は、撮影対象部位（ここでは、脳）の、酸素摂取率を表す画像である。従って、画像処理部２３０は、基本的には、両者を乗算することにより、脳酸素消費量を表すＣＭＲＯ２画像６２０を得る。

すなわち、本実施形態の画像処理部２３０は、脳血流量画像（ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０）と酸素消費量画像（ＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３０）とを乗算することにより、脳酸素消費量画像（ＣＭＲＯ２画像６２０）を算出する。

ただし、両画像は、それぞれ、異なる撮像シーケンスで得た画像から算出されている。このため、空間分解能やスライス厚などが異なるし、傾斜磁場パルスの形状、強度が異なる。両画像間で演算を行うためには、装置由来の画像上の感度分布、画像歪が、画像間で同一に保たれている必要がある。これらを整合させるため、画像処理部２３０は、乗算する前に、両画像に対し、各種の補正を行う。

ＣＭＲＯ２算出処理６１０の流れの概略を、図９に示す。本図に示すように、画像処理部２３０は、乗算６１６に先立ち、第一の血行動態画像（ここでは、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０）および第二の血行動態画像（ここでは、ＱＭＳ−ＯＥＦ画像４３０）の少なくとも一方に対し、相互位置合わせ処理６１１、歪み補正処理６１２、ガウスフィルタ処理６１３、マスク処理６１４、および輝度補正処理６１５の少なくとも一つの補正処理を施す。なお、これらの補正処理は、必ずしもすべてを行う必要はない。

具体的には、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０とＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３０とを解剖学的標準化手法を用いて位置合わせする相互位置合わせ処理６１１、歪み補正処理６１２、ガウスフィルタ処理６１３を行い、処理後のＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３１およびＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３１を得る。その後、ＱＳＭ撮像で得たＱＳＭ画像４１０を用いて脳領域マスク処理６１４を行い、脳領域平均カウントにて信号輝度を補正６１５した上で、両画像を乗算６１６してＣＭＲＯ２画像６２０を算出する。

以下、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０、ＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３０、およびを、ＣＭＲＯ２画像６２０を、それぞれ、位置ｒの関数としてＡＳＬ−ＣＢＦ（ｒ）、ＱＳＭ−ＯＥＦ（ｒ）およびＣＭＲＯ２（ｒ）と記載し、相互位置合わせ処理６１１を関数ｆ_r1→r2、歪み補正処理６１２を関数ｄ_r1→r2、ガウスフィルタ処理６１３を関数ｇ、マスク処理６１４を関数ｍ、輝度補正処理６１５を関数ｓと、それぞれ表すと、ＣＭＲＯ２算出処理６１０で乗算６１６に先立って行われる補正処理は、以下の式（３）〜式（５）で表される。なお、関数ｆ、関数ｄで、添え字のｒｎ→ｒ（ｎ＋１）（ｎは１以上の整数）は、座標上の位置を、ｒｎからｒ（ｎ+１）に変える処理を表す。

まず、相互位置合わせ処理ｆ、歪み補正処理ｄ、ガウスフィルタ処理ｇ後のＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３１（ＡＳＬ−ＣＢＦ（ｒ３））およびＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３１（ＱＳＭ−ＯＥＦ（ｒ３））は、それぞれ、以下の式（３）、式（４）で表される。
ＡＳＬ−ＣＢＦ(ｒ３)
＝ｇ(ｄ_r2→r3(ｆ_r1→r2(ＡＳＬ−ＣＢＦ(ｒ１)))) ・・・（３）
ＱＭＳ−ＯＥＦ(ｒ３)
＝ｇ(ｄ_r2→r3(ｆ_r1→r2(ＱＭＳ−ＯＥＦ(ｒ１)))) ・・・（４）
なお、各補正処理ｇ，ｄ，ｆの順番は、入れ替わっても良い。

新たに、ｒ３をｒとおいて、それぞれにマスク処理ｍを行い、処理後のＡＳＬ−ＣＢＦ画像に輝度補正ｓを行い、最終的に得られるＣＭＲＯ２画像６２０（ＣＭＲＯ２（ｒ））は、以下の式（５）で表される。
ＣＭＲＯ２(ｒ)
＝(ｍ(ＱＭＳ−ＯＥＦ(ｒ)))×ｓ(ｍ(ＡＬＳ−ＣＢＦ(ｒ))) ・・・（５）

以下、各補正処理の詳細を説明する。

［相互位置合わせ処理］
相互位置合わせ処理（関数ｆ_r1→r2）６１１は、解剖学的な標準画像ＳＴＤ（ｒ１）６２１を用い、異なる被検体１０１の脳の、対応する部位を、標準画像ＳＴＤ（ｒ１）６２１上で同じ画素位置とする処理である。標準画像ＳＴＤ（ｒ１）６２１は、標準となる脳画像で、テンプレートと呼ばれる。

相互位置合わせ処理６１１による解剖学的標準化によって、異なる被検体１０１の脳の対応する部位が標準脳画像上で同じ画素位置となるため、多くの被検体１０１の脳画像を、同じ土俵上で画素毎に比較することができる。

なお、関数ｆは、非線形変換の関数である。例えば、相互位置合わせ処理６１１には、公知の解剖学的標準化の手法（ソフトウエア）として、「ＳＰＭ」（Ｓｔａｔｉｓｔｉｃａｌ Ｐａｒａｍｅｔｒｉｃ Ｍａｐｐｉｎｇ）を用いても良い。また、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０と、ＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３０とが、例えば、同一被検体１０１の同じスライスである場合など、位置合わせが不要な画像どうしの場合、相互位置合わせ処理６１１は行わなくてもよい。

［歪み補正処理］
歪み補正（関数ｄ_r2→r3）６１２には、例えば、歪補正用元画像ＤＩＳＴ（ｒ１）６２２を用い、各画像の傾斜磁場による歪みを補正する。歪補正用元画像ＤＩＳＴ（ｒ１）６２２には、例えば、幾何学的な位置が既知の標準ファントム（例えばＡＤＮＩファントム）を用いることが出来る。

なお、歪補正用元画像ＤＩＳＴ（ｒ１）６２２を使うかわりに、ＭＲＩ装置１００の設計情報、すなわち、歪の原因となる傾斜磁場コイル１３１の空間磁場強度分布を、ビオサバールの方程式から求め、パルスシーケンスごとに、この磁場分布が作り出す画像歪を計算し、それを逆補正してもよい。この場合、歪み補正処理ｄ_r1→r2６１２は、逆補正演算そのものを意味する。本処理も、歪みが発生しにくい撮像条件での撮像の場合など、行わなくてもよい。

［ガウスフィルタ処理］
ガウスフィルタ処理（関数ｇ）６１３は、いわゆるスムージング処理の一種である。空間分解能が粗い画像であっても、ガウス関数を周波数空間で乗算することにより、なめらかに輝度分布を表現することが出来、ボクセルサイズの異なる画像間演算での演算誤差を減らすことができる。例えば、ＱＳＭ撮像は、一辺が２５ｍｍ程度のボクセル単位で撮像を行う。一方、ＡＳＬ撮像では、分解能が１ｍｍ程度の画像が得られる。このように、ガウスフィルタ処理６１３を行うことで、分解能が異なり画素の粗さが違う画像どうしを、整合させる。なお、スムージング処理であれば、他の手法を用いてもよいし、本処理を省略してもよい。

［マスク処理］
マスク処理（関数ｍ）６１４は、上記各補正後の画像から脳領域を抽出するために行われる。脳の周囲には、頭蓋骨があり、これが、後段の輝度補正処理６１５で悪影響を及ぼす可能性があるため、マスク処理により、頭蓋骨を除去する。マスクの元画像ＭＡＳＫ（ｒ）６２３として、ＱＳＭ画像４１０から、脳領域を抽出した画像を使う。

［輝度補正処理］
輝度補正処理（関数ｓ）６１５は、ＡＳＬのリスケーリングに関する補正である。信号の輝度補正処理６１５には、例えば、脳領域内の平均カウントを用いる。平均カウントとは、ＭＲＩ画像の指定領域内の各ボクセルの信号値の総和である。ＡＳＬシーケンスにより得られる画像の輝度は、相対値であるため、一般の核医学検査において行われているように、例えば、小脳のような特定の正常脳実質の値を輝度補正元画像ＳＭＡＰ（ｒ）６２４として用い、画素値を正規化する。一方、ＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３０の輝度は、基本的に絶対値なので、リスケーリングは不要である。

［ＭＴＴ算出処理］
次に、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０と、ＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０とから、ＭＴＴ画像６４０を算出するＭＴＴ算出処理６３０を、図１０を用いて説明する。上述のように、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０は、撮影対象部位の、血流量を表す画像である。また、ＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０は、撮影対象部位の、血液量を表す画像である。従って、画像処理部２３０は、基本的には、ＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０をＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０で除算することにより、平均通過時間を表すＭＴＴ画像６４０を得る。

すなわち、本実施形態の画像処理部２３０は、脳血液量画像（ＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０）を脳血流量画像（ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０）で除算することにより、平均通過時間画像（ＭＴＴ画像６４０）を算出する。

このように、本実施形態では、精度の高いＡＳＬ-ＣＢＦ画像と精度の高いＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像から、ＭＴＴ画像を求めるので、公知のＩＶＩＭ単体から、求めるＭＴＴと比べて、得られるＭＴＴ画像の精度が高い特徴がある。また、本実施形態では、ＩＶＩＭ画像からＣＢＶのみを算出するので、ＩＶＩＭ用のマルチｂを使ったＤＷＩ撮像プロトコルは、撮像パラメータもしくはｂ値について、ＣＢＶの精度のみを重視した設定とすることも可能という特徴を有する。

ただし、画像処理部２３０は、ＭＴＴ算出処理６３０においても、ＣＭＲＯ２算出処理６１０と同様に、両画像に対し、各種の補正処理を行う。ここで行う補正処理は、ＣＭＲＯ２算出処理６１０において、両画像に対して施す処理と基本的に同様である。

すなわち、ＭＴＴ算出処理６３０では、図１０に示すように、まず、両画像それぞれに対し、解剖学的標準化手法を用いた相互位置合わせ処理６３１、歪み補正処理６３２、およびガウスフィルタ処理６３３を行い、処理後のＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３１およびＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３１を得る。その後、例えば、ＱＳＭ画像４１０をマスク元画像６２３に用いて脳領域マスク処理６３４を行い、脳領域平均カウントにて信号輝度を補正する輝度補正処理６３５を行った上で、上述のように除算６３６し、ＭＴＴ画像６４０を算出する。マスク画像は、脳構造を抽出できる画像で有れば良く、別途撮像するＴ１Ｗ（Ｔ１強調）画像で有っても良い。なお、ＭＴＴ算出処理６３０においても、これらの補正処理は、必ずしも行う必要はない。

ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０、ＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０、および、ＭＴＴ画像６４０を、それぞれ、位置ｒの関数としてＡＳＬ−ＣＢＦ（ｒ）、ＩＶＩＭ−ＣＢＶ（ｒ）およびＭＴＴ（ｒ）と記載すると、ＭＴＴ算出処理６３０は、以下の式（６）から式（８）で表される。

まず、位置合わせｆ、歪補正ｄ、ガウス関数処理ｇ後のＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３１（ＡＳＬ−ＣＢＦ（ｒ３））およびＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３１（ＩＶＩＭ−ＣＢＶ（ｒ３））は、それぞれ、以下の式（６）、式（７）で表される。
ＡＳＬ−ＣＢＦ(ｒ３)
＝ｇ(ｄ_r2→r3(ｆ_r1→r2(ＡＳＬ−ＣＢＦ(ｒ１)))) ・・・（６）
ＩＶＩＭ−ＣＢＶ(ｒ３)
＝ｇ(ｄ_r2→r3(ｆ_r1→r2(ＩＶＩＭ−ＣＢＶ(ｒ１)))) ・・・（７）
なお、各補正処理ｇ、ｄ、ｆの順番は、入れ替わっても良い。

新たに、ｒ３をｒとおいて、それぞれにマスク処理ｍを行い、処理後のＡＳＬ−ＣＢＦ画像およびＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像に輝度補正ｓを行い、最終的に得られるＭＴＴ画像６４０（ＭＴＴ（ｒ））は、以下の式（８）で表される。なお、マスク画像は、ｒ→ｒ３の変換をしておく。
ＭＴＴ(ｒ)
＝ｓ（(ｍ(ＩＶＩＭ−ＣＢＶ(ｒ)))）/ｓ(ｍ(ＡＬＳ−ＣＢＦ(ｒ)))・・・（８）

各処理の詳細は、ＣＭＲＯ２算出処理６１０で説明したとおりであるため、説明を省略する。

以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、造影剤を使わない所定の撮像シーケンスに従って被検体の所定の領域からのエコー信号を計測し、得られたエコー信号から再構成画像を得る撮像部２１０と、前記再構成画像に予め定めた処理を施し、シーケンス画像を算出するシーケンス画像取得部２２０と、前記シーケンス画像に画像処理を施して、前記領域に含まれる所定の部位の血行動態を評価する血行動態画像を算出する画像処理部２３０と、を備え、前記撮像部２１０は、第一の撮像シーケンスと、前記第一の撮像シーケンスとは異なる第二の撮像シーケンスとを実行し、前記シーケンス画像取得部２２０は、前記第一の撮像シーケンスにより得た再構成画像から第一のシーケンス画像を算出し、前記第二の撮像シーケンスにより得た再構成画像から第二のシーケンス画像を算出し、前記画像処理部２３０は、前記第一のシーケンス画像および前記第二のシーケンス画像から、第一の血行動態画像および前記第一の血行動態画像とは異なる第二の血行動態画像をそれぞれ算出するとともに、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像から、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像とは異なる第四の血行動態画像を算出する。

前記撮像部２１０は、さらに、前記第一の撮像シーケンスおよび前記第二の撮像シーケンスとは異なる第三の撮像シーケンスを実行し、前記シーケンス画像取得部２２０は、前記第三の撮像シーケンスにより得た再構成画像から再構成された画像に予め定めた処理を施し、第三のシーケンス画像を算出し、前記画像処理部２３０は、前記第三のシーケンス画像から、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像とは異なる第三の血行動態画像を算出するとともに、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像のいずれか一方と前記第三の血行動態画像とから、前記第一の血行動態画像、前記第二の血行動態画像、前記第三の血行動態画像および前記第四の血行動態画像のいずれとも異なる第五の血行動態画像を算出してもよい。

例えば、前記第一の撮像シーケンスはＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００であり、前記第二の撮像シーケンスはＱＳＭシーケンス４００であり、前記第三の撮像シーケンスはＩＶＩＭシーケンス５００であり、前記部位は脳であり、前記第一の血行動態画像は脳血流量画像３３０であり、前記第二の血行動態画像は酸素摂取率画像４３０であり、前記第三の血行動態画像は脳血液量画像５３０であり、前記第四の血行動態画像は脳酸素消費量画像６２０であり、前記第五の血行動態画像は平均通過時間画像６４０であってもよい。

このように、本実施形態によれば、まず、造影剤を用いないＭＲＩ装置の撮像法を用い、血行動態画像（ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０、ＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３０、ＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０）を算出する。そして、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０とＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３０とについて、装置由来の画像上の感度分布や、画像歪を補正し、両画像間で略同一にし、その後、両画像から、ＣＭＲＯ２画像６２０を間接的に算出する。また、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０とＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０とについて、装置由来の画像上の感度分布や画像歪を補正し、両画像間で略同一にし、その後、両画像からＭＴＴ画像６４０を間接的に算出する。

すなわち、本実施形態では、ＭＲＩ装置１００において、造影剤を使わない、異なる撮像法を用いて性質の異なる複数の画像（ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０、ＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３０、ＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０）を撮像し、これらを用いた後処理により、他の血流パラメータマップ（ＭＴＴ画像６４０、ＣＭＲＯ２画像６２０など）を得ることができる。これらの画像の算出に、ＰＥＴによる情報を用いることがない。

従って、本実施形態によれば、放射線同位元素（例えば¹⁵Ｏ）も、ＭＲＩ用造影剤（たとえばＧｄ）も使用することなく、侵襲性が低い検査方法で、所定の部位の血行動態を評価するために必要な各画像（最大５種の脳血流情報）を得ることができる。そして、それを、適宜ユーザに提示することができる。

また、上述のように、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０とＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０とからＭＴＴ画像６４０を算出する。このため、安静時の画像のみから、ＭＴＴ画像６４０を求めることができる。同様に、本実施形態では、ＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３０を、安静時に取得したＱＳＭ画像４１０のみから算出する。従って、負荷を与えた状態でＱＳＭ画像を取得する必要がない（負荷テストの必要がない）。このため、本実施形態によれば、被検体の負荷がさらに少なくて済む。

また、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００およびＩＶＩＭシーケンス５００において、ＭＰＧパルスを用いる。このため、血管の信号を抑制できるため、従来技術（例えば、ＭＲ装置によるＣＥ−ＰＷＩやＣＴ装置によるＣＥ−ＰＷＩ）に比べ、より正確なＭＴＴ画像６４０を算出できる。

さらに、本実施形態によれば、上記血行動態画像の取得に造影剤等を持ちないため、他の診断画像を得る撮像シーケンスを組み合わせて実行することも可能である。従って、これらもふくめて、診断に提供できる。

すなわち、本実施形態によれば、ＭＲＩ装置１００のみで、血流パラメータと構造に関する情報を複合した画像を得、血流パラメータ画像を中枢神経疾患の診断に適した形で表示することが出来る。よって、本実施形態によれば、血流情報画像を脳疾患の診断に適した形で表示する、擬似的な¹⁵Ｏ−ＰＥＴ画像（ｖｉｒｔｕａｌ ¹⁵Ｏ ＰＥＴ）を得ることが出来る。

このように、本実施形態によれば、ＭＴＴ画像６４０やＣＭＲＯ２画像６２０を、負荷テストや造影剤を用いずに、無侵襲に取得できるため、いままで対象とならなかった小児や健常者に広く応用できる。具体的には小児では、もやもや病やてんかんなど、健常者では、検診や脳科学研究などに応用できる。特に小児での無侵襲脳酸素代謝検査は、従来技術では全く実現できていないため、本実施形態は、臨床上きわめて有用である。

なお、本実施形態では、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００、ＱＳＭシーケンス４００、ＩＶＩＭシーケンス５００を実行し、それぞれ、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０、ＱＭＳ−ＯＥＦ画像４３０、ＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０を得、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０とＱＭＳ−ＯＥＦ画像４３０とからＣＭＲＯ２画像６２０を得、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０とＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０とから、ＭＴＴ画像６４０を得る場合を例にあげて説明したが、これに限定されない。

例えば、２つの撮像シーケンスを実行し、３つの血行動態画像を得るようにしてもよい。

すなわち、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００とＱＳＭシーケンス４００とを実行し、それぞれ、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０、ＱＭＳ−ＯＥＦ画像４３０を得、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０とＱＭＳ−ＯＥＦ画像４３０とからＣＭＲＯ２画像６２０を得るよう構成してもよい。

また、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００とＩＶＩＭシーケンス５００とを実行し、それぞれ、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０、ＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０を得、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０とＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０とから、ＭＴＴ画像６４０を得るよう構成してもよい。

＜＜第二の実施形態＞＞
本発明の第二の実施形態を説明する。第一の実施形態では、各シーケンス画像は、別箇独立の撮像で取得していた。しかしながら、本実施形態では、シーケンス画像を算出する際、他の撮像で得た画像を利用する。

すなわち、本実施形態では、第二の撮像シーケンスとして、予め定めた複数の異なるｂ値を用いて複数回実行するシーケンスが実行され、撮像部２１０は、第一の撮像シーケンスを、前記予め定めた複数のｂ値のいずれかを用いて実行し、第二の撮像シーケンスを、残りのｂ値を用いて実行し、シーケンス画像取得部２２０は、第二のシーケンス画像を、前記第一の撮像シーケンスで得た再構成画像も用いて算出する。

本実施形態のＭＲＩ装置は、基本的に第一の実施形態のＭＲＩ装置１００と同様の構成を備える。しかし、上述のように、撮像部２１０による撮像処理と、シーケンス画像取得部２２０によるシーケンス画像の算出処理とが異なる。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。

なお、本実施形態も、第一の実施形態同様、複数の異なる撮像法を、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００、ＱＳＭシーケンス４００、ＩＶＩＭシーケンス５００による撮像とし、これらの撮像シーケンスで得た再構成画像から、直接算出する血行動態画像を、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０、ＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３０、ＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０とし、直接算出される血行動態画像を組み合わせて算出する血行動態画像を、ＣＭＲＯ２画像６２０、ＭＴＴ画像６４０とする場合を例にあげて説明する。

第一の実施形態では、ＡＳＬ−ＰＷＩ画像３１０、ＱＳＭ画像４１０、ＩＶＩＭ画像５１０を、それぞれ、別個独立の撮像で、取得していた。本実施形態では、ＡＳＬ−ＰＷＩ画像３１０を取得するＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００による撮像、または、ＱＳＭ画像４１０を取得するＱＳＭシーケンス４００による撮像で取得した画像を、ＩＶＩＭ画像５１０作成に利用し、その分、ＩＶＩＭ画像５１０の撮像回数を削減する。

まず、ＡＳＬ−ＰＷＩ画像３１０を、ＩＶＩＭ画像５１０作成に利用する場合（第一例）の、本実施形態の計測処理およびシーケンス画像取得処理の流れの一例を、図１１を用いて説明する。図１１は、本実施形態の計測処理のフローチャートである。

撮像部２１０は、まず、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００による撮像を行う（ステップＳ２１０１）。このとき、本実施形態では、上述のように、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００による撮像において、ＭＰＧパルスを印加する。

そして、そのｂ値を、例えば、１０に設定する。この撮像により、撮像部２１０は、コントロール画像（Ｃｏｎｔｒｏｌ）３１１とラベル画像（Ｓｐｉｎ ｌａｂｅｌｅｄ）３１２とを算出する。このとき、本実施形態では、撮像部２１０は、コントロール画像３１１を、例えば、記憶装置１７２に保持しておく。

次に、撮像部２１０は、ＱＳＭシーケンス４００による撮像を行う（ステップＳ２１０２）。そして、撮像部２１０は、位相画像（ｐｈａｓｅ ｍａｐ）４１１と絶対値画像（ａｂｓｏｌｕｔｅ ｍａｐ）４１２とを算出する。

そして、撮像部２１０は、ＩＶＩＭシーケンス５００による撮像を行う（ステップＳ２１０３）。ここでは、ｂ値を変えて、複数回撮像を行う。このとき、ＡＳＬ−ＰＷＩ撮像において用いたｂ値（ｂ＝１０）以外のｂ値についてのみ、撮像を行う。そして、撮像部２１０は、ＡＳＬ−ＰＷＩ撮像において用いたｂ値以外のｂ値で得た、複数の画像５１１を算出する。

最後に、その他の診断画像を得る撮像、血管撮像などを行い（ステップＳ２１０４）、処理を終了する。

本実施形態のシーケンス画像取得部２２０は、第一の実施形態同様、ＡＳＬ−ＰＷＩ画像３１０を、コントロール画像３１１とラベル画像３１２とから算出し、ＱＳＭ画像４１０を位相画像４１１から算出する。一方、ＩＶＩＭ画像５１０は、ＩＶＩＭ撮像で得た画像５１１と、ＡＳＬ−ＰＷＩ撮像で得たコントロール画像３１１とを用いて算出する。

なお、第一例では、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００による撮像とＩＶＩＭシーケンス５００による撮像とは、撮像位置、ＦＯＶスライス厚、マトリクス数は、一致させることが好適である。その理由は、両撮像結果から、のちにＭＴＴ画像６４０を求める際、ＭＴＴ画像６４０の空間分解能は、低い方の空間分解能で決まるためである。また、臨床診断は、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０、ＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０、ＭＴＴ画像６４０を組み合わせて行うためである。

両撮像の、マトリクス数や、ＦＯＶが異なる場合は、物理的な位置が合致するように、公知の拡大縮小の変換プロセスを加える。

本実施形態では、ＱＳＭ画像４１０を、ＩＶＩＭ画像５１０作成に利用してもよい。この場合（第二例）の、計測処理およびシーケンス画像取得処理の流れの一例を、図１２を用いて説明する。

撮像部２１０は、まず、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００による撮像を行い（ステップＳ２２０１）、コントロール画像（Ｃｏｎｔｒｏｌ）３１１とラベル画像（Ｓｐｉｎ ｌａｂｅｌｅｄ）３１２とを得る。

次に、撮像部２１０は、ＱＳＭシーケンス４００による撮像を行い（ステップＳ２２０２）、位相画像（ｐｈａｓｅ ｍａｐ）４１１と絶対値画像（ａｂｓｏｌｕｔｅ ｍａｐ）４１２とを算出する。位相画像４１１および絶対値画像４１２を、例えば、記憶装置１７２に保持しておく。

このとき、撮像部２１０は、ＱＳＭシーケンス４００において、ＭＰＧパルスを印加する。そして、そのｂ値を、例えば、１０に設定する。

そして、撮像部２１０は、ＩＶＩＭシーケンス５００による撮像を行う（ステップＳ２２０３）。ここでは、ｂ値を変えて、複数回撮像を行う。このとき、ＱＳＭ撮像において用いたｂ値（ｂ＝１０）以外のｂ値についてのみ、撮像を行う。そして、撮像部２１０は、ＱＳＭ撮像において用いたｂ値以外のｂ値で得た、複数の画像５１１を算出する。

最後に、その他の診断画像を得る撮像、血管撮像などを行い（ステップＳ２２０４）、処理を終了する。

本実施形態のシーケンス画像取得部２２０は、第一の実施形態同様、ＡＳＬ−ＰＷＩ画像３１０を、コントロール画像３１１とラベル画像３１２とから算出し、ＱＳＭ画像４１０を位相画像４１１から算出する。一方、ＩＶＩＭ画像５１０は、ＩＶＩＭ撮像で得た画像５１１と、ＱＳＭ撮像で得た絶対値画像４１２とを用いて算出する。

なお、第二例においても、ＱＳＭシーケンス４００による撮像とＩＶＩＭシーケンス５００による撮像とは、位置整合の観点から、撮像位置、ＦＯＶ、スライス厚、マトリクス数を、一致させることが好適である。しかしながら、臨床診断要件からは、一般にＱＳＭ画像４１０は、高空間分解能で撮像し、ＩＶＩＭ画像５１０は、比較的低解像度で撮像する。これは、ＳＷＩからＱＳＭ画像４１０を求めるプロセスで、高精細の位置情報が有ることが望ましいからである。したがって、ＳＷＩ撮像とＡＳＬ−ＰＷＩ撮像とでは、マトリクスや、ＦＯＶが異なる場合が多い。このような場合は、物理的な位置が合致するように、公知の拡大縮小の変換プロセスを加えたのちに、ＩＶＩＭ撮像の低ｂ値画像として用いる。

以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置は、第一の実施形態と同様の撮像部２１０と、シーケンス画像取得部２２０と、画像処理部２３０とを備える。このように、本実施形態は、第一の実施形態と同様の構成を備える。従って、第一の実施形態と同様の効果を奏する。

さらに、第二の撮像シーケンスは、予め定めた複数の異なるｂ値を用いて複数回実行され、前記撮像部２１０は、前記第一の撮像シーケンスを、前記予め定めた複数のｂ値のいずれかを用いて実行し、前記第二の撮像シーケンスを、残りのｂ値を用いて実行し、前記シーケンス画像取得部２２０は、前記第二のシーケンス画像を、前記第一の撮像シーケンスで得た再構成画像も用いて算出する。

例えば、撮像部位が脳であり、撮像シーケンスとしてＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００、前記ＱＳＭシーケンス４００およびＩＶＩＭシーケンス５００が用いられる場合、本実施形態の撮像部２１０は、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００およびＱＳＭシーケンス４００のいずれか一方を、予め定めたｂ値のいずれかを用いて実行し、ＩＶＩＭシーケンス５００を、残りのｂ値を用いて実行し、シーケンス画像取得部２２０は、ＩＶＩＭ画像５１０を、さらに、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００およびＱＳＭシーケンス４００のいずれか一方を実行することにより得た再構成画像も用いて生成する。

このように、本実施形態によれば、ＡＳＬ−ＰＷＩ撮像で取得したＡＳＬ−ＰＷＩ画像３１０およびＱＳＭ撮像で取得したＱＳＭ画像４１０のいずれか一方を、ＩＶＩＭ−ＣＢＶ算出処理に利用する。このため、本実施形態によれば、ＩＶＩＭ撮像では、ＡＳＬ−ＰＷＩ３００で取得したＡＳＬ−ＰＷＩ画像３１０およびＱＳＭ４００で用いたｂ値以外のｂ値の撮像のみを行えばよく、全体の撮像時間が短縮する。

さらに、第一例の場合、ＡＳＬ−ＰＷＩ撮像では、ラベリングシーケンス（ラベリング撮像部３０３；図５（ａ））と、コントロールシーケンス（コントロール撮像部３０５）との、両方のパルスシーケンスに同じｂ値を用いる。この結果、両シーケンスで得られる画像の血流が同様に抑制され、コントロール画像とラベリングル画像との差分画像であるＡＳＬ−ＰＷＩ画像３１０での血流信号の残差が小さくなり、演算画像の精度が向上する。

また、第二例の場合、ＱＳＭシーケンスにおいてＭＰＧパルスを印加するので、ＱＳＭ画像４１０の血流が抑制され、位相画像における、血流による位相回転が無くなり、磁場マップの演算精度が向上する。

なお、第一例、第二例ともに、撮像順は問わない。また、全ての撮像を一連の撮像として行う必要もない。各再構成画像、または、ＡＳＬ−ＰＷＩ画像３１０、ＱＳＭ画像４１０、ＩＶＩＭ画像５１０の少なくとも１つの画像を、予め撮像し、記憶装置１７２に保持しておき、その後の血行動態画像の算出に、それを用いるよう構成してもよい。

＜＜第三の実施形態＞＞
次に、本発明の第三の実施形態を説明する。本実施形態では、各撮像で得られた画像を補正するにあたり、２種以上の画像に同じ補正データを使用して補正を行う。

本実施形態のＭＲＩ装置は、基本的に第一の実施形態のＭＲＩ装置１００と同様の構成を備える。ただし、本実施形態では、各撮像により得たデータから再構成された画像に対し、補正を行う。このため、本実施形態の制御処理部１７０は、図２（ｂ）に示すように、第一の実施形態の制御処理部１７０の構成に、補正部２４０をさらに備える。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。

本実施形態も、複数の異なる撮像法を、第一の実施形態同様、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００，ＱＳＭシーケンス４００、ＩＶＩＭシーケンス５００による撮像とし、これらの撮像シーケンスで得た再構成画像から、直接算出する血行動態画像を、ＡＳＬ−ＣＢＦ画像３３０、ＱＳＭ−ＯＥＦ画像４３０、ＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像５３０とし、直接算出される血行動態画像を組み合わせて算出する血行動態画像を、ＣＭＲＯ２画像６２０、ＭＴＴ画像６４０とする場合を例にあげて説明する。

［補正部］
本実施形態の補正部２４０の処理を、図１３および図１４を用いて説明する。本実施形態の補正部２４０は、再構成画像に対し、画像の輝度分布の補正と、静磁場による画像歪の補正と、を行う。

まず、輝度分布の補正手法を説明する。本実施形態の補正部２４０は、予め定めた撮像シーケンス(感度マップ取得シーケンス）により得られたデータから、感度マップ（ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ ｍａｐ）７１０を取得する。そして、この感度マップ７１０を用いて、補正部２４０は、位相画像４１１、絶対値画像４１２、コントロール画像３１１、ラベル画像３１２、異なるｂ値による画像５１１、それぞれの画像面内の輝度を補正７１１する。なお、位相画像に対しては、必要に応じて位相を補正する。

感度マップ取得シーケンスは、撮像部位が決まった後で、プリスキャンとして、各撮像に先立ち、撮像部２１０により実施される。この、感度マップ取得シーケンスは、例えば、２Ｄもしくは３Ｄの高速ＧｒＥシーケンスを用いる。このとき、被検体のＴ１、Ｔ２、コントラストを出来るだけ排除するようにシーケンスパラメータを選ぶ。面内のマトリクス数は、３２もしくは６４程度とする。

上記感度マップ取得シーケンスによって得られる感度マップ７１０は、送信コイル１５１の面内感度分布と受信コイル１６１の面内感度分布とを主とするマップとなる。本実施形態の補正部２４０は、この感度マップ７１０を用い、それぞれの画像の輝度分布を補正する。これにより、ＭＲＩ装置１００（送信コイル及び受信コイル）の感度の影響を、最終画像から低減或いは排除することが出来る。

次に、静磁場による画像歪の補正について説明する。本実施形態の補正部２４０は、ＱＳＭ撮像により得られる位相画像４１１から、磁場マップ（Ｆｉｅｌｄ ｍａｐ）７２０を生成する。そして、補正部２４０は、この磁場マップ７２０を用いて、コントロール画像３１１、ラベル画像３１２、異なるｂ値による画像５１１、それぞれの磁場による画像歪を補正７２１する。

この補正は、磁場マップ７２０から、面内の磁場分布を多項式展開した際の、１次項、２次項、３次項までの静磁場成分を抽出し、画像の歪を推測し、その歪を補正する処理である。例えば、脳では，脳低部、副鼻腔、眼底部で、体内の空洞部分と隣接するので、これらの部分で、局所的な磁場歪が発生し、画質が大きく歪む。特にＥＰＩシーケンスを用いる撮像では、その画像歪が顕著である。本実施形態の補正部２４０は、このような局所的な歪を、磁場マップ７２０を用いて補正する。

ここで、本実施形態の撮像部２１０による撮像処理および補正部２４０による補正処理の流れを、図１３および図１４を用いて説明する。図１３は、感度マップ７１０による画像面内輝度補正７１１を説明するための処理フローであり、図１４は、磁場マップ７２０による静磁場画像歪補正７２１を説明するための処理フローである。各ステップの処理は同じであり、両図を用いて説明する。

撮像部２１０は、感度マップ取得シーケンスを実行する(ステップＳ３１０１）。そして、補正部２４０は、感度マップ７１０を取得する。

次に、撮像部２１０は、ＱＳＭシーケンス４００による撮像を行い（ステップＳ３１０２）、位相画像（ｐｈａｓｅ ｍａｐ）４１１と絶対値画像（ａｂｓｏｌｕｔｅ ｍａｐ）４１２とを取得する。補正部２４０は、感度マップ７１０を用いて、これらの画像の面内輝度を補正７１１する。なお、位相画像に対しては、必要に応じて位相を補正する。さらに、補正部２４０は、位相画像４１１から、磁場マップ７２０を生成する。

次に、撮像部２１０は、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００による撮像を行い（ステップＳ３１０３）、コントロール画像３１１とラベル画像３１２とを取得する。補正部２４０は、感度マップ７１０を用いて、コントロール画像３１１およびラベル画像３１２の面内輝度を補正７１１する。また、補正部２４０は、磁場マップ７２０を用いて、これらの画像の静磁場による画像歪を補正７２１する。

そして、撮像部２１０は、ｂ値を変えて、複数回、ＩＶＩＭシーケンス５００による撮像を行い（ステップＳ３１０４）、ｂ値毎に、複数の画像５１１を得る。補正部２４０は、感度マップ７１０を用いて、各画像５１１の面内輝度を補正７１１する。また、補正部２４０は、磁場マップ７２０を用いて、各画像５１１の静磁場による画像歪を補正７２１する。

最後に、その他の診断画像を得る撮像、血管撮像などを行い（ステップＳ３１０５）、処理を終了する。

なお、撮像順は問わない。また、各補正も、画像を取得する毎に行う必要はない。血行動態画像を算出する前であれば、補正のタイミングは問わない。例えば、全撮像を終えた後にまとめて補正を行ってもよい。

また、全ての撮像を一連の撮像として行う必要もない。各再構成画像、ＡＳＬ−ＰＷＩ画像３１０、ＱＳＭ画像４１０、ＩＶＩＭ画像５１０の少なくとも１つの画像を、同じ被検体１０１同じＭＲＩ装置１００で、予め撮像し、記憶装置１７２に保持しておき、その後の血行動態画像の算出に、それを用いるよう構成してもよい。

以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置は、第一の実施形態と同様の撮像部２１０と、シーケンス画像取得部２２０と、画像処理部２３０とを備える。このように、本実施形態は、第一の実施形態と同様の構成を備える。従って、第一の実施形態と同様の効果を奏する。

また、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、再構成画像に対して補正処理を行う補正部２４０をさらに備え、前記撮像部２１０は、感度マップ７１０を生成するための感度マップ取得シーケンスをさらに実行し、前記補正部２４０は、前記感度マップ取得シーケンスの実行結果から前記感度マップ７１０を生成し、当該感度マップ７１０を用いて、前記再構成画像の輝度を補正する。

さらに、撮像部位が脳であり、撮像シーケンスとしてＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス３００、前記ＱＳＭシーケンス４００およびＩＶＩＭシーケンス５００が用いられる場合、本実施形態の補正部２４０は、前記ＱＳＭシーケンス４００により得られた位相画像４１１から磁場マップ７２０を生成し、当該磁場マップ７２０を用いて、前記ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンスの実行結果から再構成された画像（コントロール画像３１１、ラベル画像３１２）およびＩＶＩＭシーケンスの実行結果から再構成された画像(異なるｂ値で得た画像群５１１）の少なくとも一方の、静磁場による画像歪を補正してもよい。

このように、本実施形態では、撮像ごとの感度分布や、磁場ひずみを、それぞれ同じ補正データで補正できるので、高い補正精度が得られる。

なお、本実施形態は、第二の実施形態と組み合わせてもよい。

また、本実施形態の感度マップは、例えば、上記第一の実施形態および第二の実施形態の輝度補正元画像ＳＭＡＰ（ｒ）として用いることができる。すなわち輝度補正処理６１５において、本実施形態の感度マップを用いて、画像面内の輝度分布を補正してもよい。

なお、上記各実施形態の手法は、ＳＰＥＣＴ（Ｓｉｎｇｌｅ Ｐｈｏｔｏ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ ＣＴ）の代わりに用いることができる。

ＳＰＥＣＴ負荷検査には、アセタゾラミド（ａｃｅｔａｚｏｌａｍｉｄｅ）を用いる。アセタゾラミドは、脳血管拡張作用を有し、正常脳では局所脳血流が増加する一方、脳の代謝、血圧、呼吸、脈拍などにほとんど影響を与えない。このため、脳血管反応性（脳循環予備能）を評価するために使われる。

脳循環予備能は、例えば、脳主幹動脈に高度狭窄や閉塞などの病変が存在する場合に評価される。このような場合、アセタゾラミド負荷により正常側の脳の血流は上昇し、狭窄病変側は増加しない。このような血流上昇の有無で治療方針に関する情報が得られる。

広く臨床で使われているアセタゾラミド負荷ＳＰＥＣＴではあるが、ＳＰＥＣＴのアセタゾラミド反応性はＣＢＶやＯＥＦとの相関は低く侵襲も大きいというデメリットもある。

これに対し、本実施形態の手法によれば、非造影ＭＲＩの計測で、同様の情報を得ることができる。すなわち、本実施形態によれば、無侵襲に血管予備能・代謝予備能を正確に評価できるメリットがある。

また、上記各実施形態では、撮像部の画像再構成機能、シーケンス画像取得部および画像処理部は、ＭＲＩ装置１００が備えるものとして説明したが、これに限定されない。例えば、これらのうち、少なくとも一つの機能が、ＭＲＩ装置１００とデータの送受信が可能な、ＭＲＩ装置１００とは独立した情報処理装置上に構築されてもよい。

１００：ＭＲＩ装置、１０１：被検体、１２０：静磁場発生部、１３０：傾斜磁場発生部、１３１：傾斜磁場コイル、１３２：傾斜磁場電源、１４０：シーケンサ、１５０：送信部、１５１：送信コイル、１５２：高周波発振器、１５３：変調器、１５４：高周波増幅器、１６０：受信部、１６１：受信コイル、１６２：信号増幅器、１６３：直交位相検波器、１６４：Ｄ変換器、１７０：制御処理部、１７１：ＣＰＵ、１７２：記憶装置、１７３：表示装置、１７４：入力装置、２００：撮像処理、２１０：撮像部、２２０：シーケンス画像取得部、２３０：画像処理部、２４０：補正部、３００：ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンス、３０１：ラベルパルス、３０２：画像取得シーケンス、３０３：ラベリング撮像部、３０４：コントロールパルス、３０５：コントロール撮像部、３１０：ＡＳＬ−ＰＷＩ画像、３１１：コントロール画像、３１２：ラベル画像、３２０：ＡＳＬ−ＣＢＦ算出処理、３３０：ＡＳＬ−ＣＢＦ画像、３３１：ＡＳＬ−ＣＢＦ画像、３５０：ＥＰＩシーケンス、３５１：ＲＦパルス、３５２：スライス選択傾斜磁場パルス、３５３：位相エンコード傾斜磁場パルス、３５４：周波数エンコード傾斜磁場パルス、３５５：グラジエントエコー、４００：ＱＳＭシーケンス、４１０：ＱＳＭ画像、４１１：位相画像、４１２：絶対値画像、４２０：ＱＳＭ−ＯＥＦ算出処理、４３０：ＱＳＭ−ＯＥＦ画像、４３１：ＱＳＭ−ＯＥＦ画像、４５０：パルスシーケンス例、４６０：パルスシーケンス例、５００：ＩＶＩＭシーケンス、５１０：ＩＶＩＭ画像、５１１：画像、５２０：ＩＶＩＭ−ＣＢＶ算出処理、５３０：ＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像、５３１：ＩＶＩＭ−ＣＢＶ画像、５５０：ＥＰＩシーケンス、５５５：ＭＰＧパルス、６１０：ＣＭＲＯ２算出処理、６１１：相互位置合わせ処理、６１２：歪み補正処理、６１３：ガウスフィルタ処理、６１４：マスク処理、６１５：輝度補正処理、６１６：乗算、６２０：ＣＭＲＯ２画像、６２１：解剖学的標準画像、６２２：歪補正用元画像、６２３：マスク元画像、６２４：輝度補正元画像、６３０：ＭＴＴ算出処理、６３１：相互位置合わせ処理、６３２：歪み補正処理、６３３：ガウスフィルタ処理、６３４：マスク処理、６３５：輝度補正処理、６３６：除算、６４０：ＭＴＴ画像、７１０：感度マップ、７１１：画像面内輝度補正、７２０：磁場マップ、７２１：静磁場画像歪補正

Claims (13)

1. 造影剤を使わない所定の撮像シーケンスに従って被検体の所定の領域からのエコー信号を計測し、得られたエコー信号から再構成画像を得る撮像部と、
   前記再構成画像に予め定めた処理を施し、シーケンス画像を算出するシーケンス画像取得部と、
   前記シーケンス画像に画像処理を施して、前記領域に含まれる所定の部位の血行動態を評価する血行動態画像を算出する画像処理部と、を備え、
   前記撮像部は、第一の撮像シーケンスと、前記第一の撮像シーケンスとは異なる第二の撮像シーケンスと、前記第一の撮像シーケンスおよび前記第二の撮像シーケンスとは異なる第三の撮像シーケンスとを実行し、
   前記シーケンス画像取得部は、前記第一の撮像シーケンスにより得た再構成画像から第一のシーケンス画像を算出し、前記第二の撮像シーケンスにより得た再構成画像から第二のシーケンス画像を算出し、前記第三の撮像シーケンスにより得た再構成画像から再構成された画像に予め定めた処理を施し、第三のシーケンス画像を算出し、
   前記画像処理部は、前記第一のシーケンス画像および前記第二のシーケンス画像から、第一の血行動態画像および前記第一の血行動態画像とは異なる第二の血行動態画像をそれぞれ算出するとともに、前記第三のシーケンス画像から、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像とは異なる第三の血行動態画像を算出し、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像から、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像とは異なる第四の血行動態画像を算出し、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像のいずれか一方と前記第三の血行動態画像とから、前記第一の血行動態画像、前記第二の血行動態画像、前記第三の血行動態画像および前記第四の血行動態画像のいずれとも異なる第五の血行動態画像を算出すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記第一の撮像シーケンスは、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンスであり、
   前記第二の撮像シーケンスは、ＱＳＭを取得する撮像シーケンスであり、
   前記第三の撮像シーケンスは、ＩＶＩＭを取得する撮像シーケンスであり、
   前記部位は、脳であり、
   前記第一の血行動態画像は、脳血流量画像であり、
   前記第二の血行動態画像は、酸素摂取率画像であり、
   前記第三の血行動態画像は、脳血液量画像であり、
   前記第四の血行動態画像は、脳酸素消費量画像であり、
   前記第五の血行動態画像は、平均通過時間画像であること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記再構成画像に対して補正処理を行う補正部をさらに備え、
   前記補正部は、前記ＱＳＭシーケンスにより得た再構成画像から磁場マップを生成し、当該磁場マップを用いて、前記ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンスにより得た再構成画像およびＩＶＩＭシーケンスにより得た再構成画像の少なくとも一方の静磁場による画像歪を補正すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記再構成画像に対して補正処理を行う補正部をさらに備え、
   前記撮像部は、感度マップを生成するための感度マップ取得シーケンスをさらに実行し、
   前記補正部は、前記感度マップ取得シーケンスの実行結果から前記感度マップを生成し、当該感度マップを用いて、前記再構成画像の輝度を補正すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 造影剤を使わない所定の撮像シーケンスに従って被検体の所定の領域からのエコー信号を計測し、得られたエコー信号から再構成画像を得る撮像部と、
   前記再構成画像に予め定めた処理を施し、シーケンス画像を算出するシーケンス画像取得部と、
   前記シーケンス画像に画像処理を施して、前記領域に含まれる所定の部位の血行動態を評価する血行動態画像を算出する画像処理部と、を備え、
   前記撮像部は、第一の撮像シーケンスと、前記第一の撮像シーケンスとは異なる第二の撮像シーケンスとを実行し、
   前記シーケンス画像取得部は、前記第一の撮像シーケンスにより得た再構成画像から第一のシーケンス画像を算出し、前記第二の撮像シーケンスにより得た再構成画像から第二のシーケンス画像を算出し、
   前記画像処理部は、前記第一のシーケンス画像および前記第二のシーケンス画像から、第一の血行動態画像および前記第一の血行動態画像とは異なる第二の血行動態画像をそれぞれ算出するとともに、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像から、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像とは異なる第四の血行動態画像を算出する磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記第一の撮像シーケンスは、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンスであり、
   前記第二の撮像シーケンスは、ＩＶＩＭ（ＩｎｔｒａＶｏｘｅｌ Ｉｎｃｏｈｅｒｅｎｔ Ｍｏｔｉｏｎ）を取得する撮像シーケンスであり、
   前記部位は、脳であり、
   前記第一の血行動態画像は、脳血流量画像であり、
   前記第二の血行動態画像は、脳血液量画像であり、
   前記第四の血行動態画像は、平均通過時間画像であること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記画像処理部は、前記脳血液量画像を前記脳血流量画像で除算することにより、前記平均通過時間画像を算出すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記第一の撮像シーケンスおよび前記第二の撮像シーケンスは、それぞれ、ＭＰＧ（Ｍｏｔｉｏｎ Ｐｒｏｂｉｎｇ Ｇｒａｄｉｅｎｔ）パルスを印加するシーケンスであり、
   前記第二の撮像シーケンスは、予め定めた複数の異なるｂ値を用いて複数回実行され、
   前記撮像部は、前記第一の撮像シーケンスを、前記予め定めた複数のｂ値のいずれかを用いて実行し、前記第二の撮像シーケンスを、残りのｂ値を用いて実行し、
   前記シーケンス画像取得部は、前記第二のシーケンス画像を、前記第一の撮像シーケンスで得た再構成画像も用いて算出すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記第一の撮像シーケンスは、前記第二の撮像シーケンスと、撮像位置、ＦＯＶ、スライス厚、およびマトリクス数の少なくとも一つを一致させて実行されること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
9. 造影剤を使わない所定の撮像シーケンスに従って被検体の所定の領域からのエコー信号を計測し、得られたエコー信号から再構成画像を得る撮像部と、
   前記再構成画像に予め定めた処理を施し、シーケンス画像を算出するシーケンス画像取得部と、
   前記シーケンス画像に画像処理を施して、前記領域に含まれる所定の部位の血行動態を評価する血行動態画像を算出する画像処理部と、を備え、
   前記撮像部は、第一の撮像シーケンスと、前記第一の撮像シーケンスとは異なる第二の撮像シーケンスとを実行し、
   前記シーケンス画像取得部は、前記第一の撮像シーケンスにより得た再構成画像から第一のシーケンス画像を算出し、前記第二の撮像シーケンスにより得た再構成画像から第二のシーケンス画像を算出し、
   前記画像処理部は、前記第一のシーケンス画像および前記第二のシーケンス画像から、第一の血行動態画像および前記第一の血行動態画像とは異なる第二の血行動態画像をそれぞれ算出するとともに、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像から、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像とは異なる第四の血行動態画像を算出する磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記画像処理部は、前記第四の血行動態画像の算出に先立ち、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像の少なくとも一方に対し、相互位置合わせ処理、歪み補正処理、ガウスフィルタ処理、マスク処理、および輝度補正処理の少なくとも一つの処理を施すこと
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
10. 請求項９記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記第一の撮像シーケンスは、ＡＳＬ−ＰＷＩ（Ａｒｔｅｒｉａｌ Ｓｐｉｎ ＬａｂｅｌｉｎｇーＰｅｒｆｕｓｉｏｎ Ｗｅｉｇｈｔｅｄ Ｉｍａｇｉｎｇ）シーケンスであり、
    前記第二の撮像シーケンスは、ＱＳＭ（Ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ Ｓｕｓｃｅｐｔｉｂｉｌｉｔｙ Ｍａｐ）を取得する撮像シーケンスであり、
    前記部位は、脳であり、
    前記第一の血行動態画像は、脳血流量画像であり、
    前記第二の血行動態画像は、酸素摂取率画像であり、
    前記第四の血行動態画像は、脳酸素消費量画像であること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
11. 請求項１０記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記画像処理部は、前記脳血流量画像と前記酸素摂取率画像とを乗算することにより、前記脳酸素消費量画像を算出すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
12. 造影剤を使わない第一の撮像シーケンスに従って得た、被検体の所定の部位の第一の再構成画像から、前記部位の血行動態を評価する第一の血行動態画像を算出し、
    前記第一の撮像シーケンスとは異なり、かつ、造影剤を使わない第二の撮像シーケンスに従って得た、前記部位の第二の再構成画像から、前記第一の血行動態画像とは異なり、かつ、前記部位の血行動態を評価する第二の血行動態画像を算出し、
    前記第一の撮像シーケンスおよび前記第二の撮像シーケンスとは異なり、かつ、造影剤を使わない第三の撮像シーケンスに従って得た、前記部位の第三の再構成画像から、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像とは異なり、かつ、前記部位の血行動態を評価する、第三の血行動態画像をさらに算出し、
    前記第一の血行動態画像と、前記第二の血行動態画像とから、前記部位の血行動態を評価する、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像とは異なり、かつ、前記部位の血行動態を評価する第四の血行動態画像を算出し、前記第一の血行動態画像および前記第二の血行動態画像のいずれか一方と前記第三の血行動態画像とから、前記部位の血行動態を評価する、前記第一の血行動態画像、前記第二の血行動態画像、前記第三の血行動態画像および前記第四の血行動態画像のいずれとも異なり、かつ、前記部位の血行動態を評価する第五の血行動態画像をさらに算出すること
    を特徴とする画像作成方法。
13. 請求項１２に記載の画像作成方法であって、
    前記第一の撮像シーケンスは、ＡＳＬ−ＰＷＩシーケンスであり、
    前記第二の撮像シーケンスは、ＱＳＭを取得する撮像シーケンスであり、
    前記第三の撮像シーケンスは、ＩＶＩＭを取得する撮像シーケンスであり、
    前記部位は、脳であり、
    前記第一の血行動態画像は、脳血流量画像であり、
    前記第二の血行動態画像は、酸素摂取率画像であり、
    前記第三の血行動態画像は、脳血液量画像であり、
    前記第四の血行動態画像は、脳酸素消費量画像であり、
    前記第五の血行動態画像は、平均通過時間画像であること
    を特徴とする画像作成方法。

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