磁共振成像装置、扩散加权图像的生成方法以及图像处理装置与流程

本发明的实施方式涉及磁共振成像装置、扩散加权图像的生成方法以及图像处理装置。

背景技术：

磁共振成像装置是利用拉莫尔频率的高频(rf：radiofrequency)信号对放置在静磁场中的被检体的原子核自旋进行激励、将由伴随激励而从被检体产生的磁共振信号(mr(magneticresonance)信号)进行重构并生成图像的摄像装置。

磁共振成像领域中有称作扩散加权成像(dwi：diffusionweightedimaging)的技术。扩散加权成像中，在摄像时施加称作mpg(motionprobinggradient)的强大的流编码倾斜磁场。通过该mpg的施加，根据生物体内的各组织的扩散系数的不同，在mr信号的强度上产生差(对比度)，能够生成扩散系数的不同得到加权的扩散加权图像。

关于生物体内的各组织的扩散的大小，用称作adc(apparentdiffusioncoefficient:表观扩散系数)的指标来表示。另一方面，作为表示mpg的大小的指标，使用称作b值(b-factor)的指标。

如果要增大由adc的不同产生的对比度，则需要将b值设定为某种程度地大，作为b值，通常大多使用1000左右的值。但是，在要描绘恶性肿瘤的情况下，以该程度的b值是不充分的，有时希望更大的b值。另一方面，由于硬件上的制约等，不易将b值设定得更大。

因此，开发了从以通常范围的b值拍摄而得到的扩散加权图像，通过计算求出犹如以更大的b值拍摄那样的扩散加权图像的技术(computeddwi：computeddiffusionweightedimaging)。

现有技术文献

专利文献

专利文献1:特开2010－99455号公报

技术实现要素：

发明要解决的问题

本发明要解决的问题是提供一种磁共振成像装置，能够从收集到的扩散加权图像，通过计算求出与在收集时使用的摄像参数值不同的参数值所对应的扩散加权图像。

用于解决问题的手段

本实施方式的磁共振成像装置具备：收集部，关于n种(n为2以上的自然数)参数，通过使所述参数的值不同的设定，来收集(n+1)以上的扩散加权图像；以及生成部，基于在所述(n+1)以上的扩散加权图像之间使值不同而设定的所述参数的值与收集到的所述扩散加权图像的信号值之间的关系，对于该参数，生成任意值的计算扩散加权图像。

附图说明

图1是表示实施方式的磁共振成像装置的整体结构例的结构图。

图2是表示与第1实施方式的扩散加权成像有关的结构的框图。

图3是表示第1实施方式的处理例的流程图。

图4是表示在扩散加权成像中使用的脉冲序列种类的第1例的图。

图5是在第1实施方式中使用的脉冲序列例的说明图。

图6是示意地表示通过实际的拍摄收集到的三个信号强度s1、s2、s3与通过计算求出的信号强度sc之间的关系的图。

图7是表示在扩散加权成像中使用的脉冲序列种类的第2例的图。

图8是表示扩散系数由多个成分构成的模型和基于模型的信号强度的计算例的图。

图9是说明b值的选择范围与信号强度的计算误差之间的关系的图。

图10是表示与第2实施方式的扩散加权成像有关的结构的框图。

图11是表示第2实施方式的处理例的流程图。

图12是表示在第2实施方式中使用的脉冲序列例的说明图。

图13是表示第4实施方式的处理例的流程图。

图14是在第4实施方式中使用的脉冲序列例的说明图。

图15是说明在脑的摄像的情况下的、第2实施方式的t1测定时的关键条件、以及第4实施方式的t1测定时的关键条件的图。

图16是表示扩散加权图像收集时的参数设定画面的一例的图。

图17是表示图像处理装置的结构例的框图。

图18是表示计算扩散加权图像生成时的参数设定画面的一例的图。

具体实施方式

如上所述，以往以来在computeddwi中或通常的dwi中大多使用1000左右的b值。为了将b值设为1000左右，必须将mpg的脉冲长度设为某种程度地长。另一方面，在dwi的脉冲序列中，需要在从施加激励脉冲起到开始mr信号的收集为止的期间插入两个mpg。因此，从激励脉冲的施加起到mr信号的主要部分的收集为止的时间、即有效回波时间te变长。例如，在将b值设为1000的情况下，有效回波时间te成为60ms左右或其以上。

另一方面，肿瘤组织与正常组织相比adc小，因此在扩散加权图像中，肿瘤组织被描绘为高信号。因此，在对不仅包括脑部、还包括肝脏、肾脏、前列腺等腹部类在内的全身的肿瘤诊断中大多使用扩散加权成像。但是，肝脏、肾脏、前列腺等腹部类的组织一般横向缓和时间t2短。此外，神经组织也adc小，在扩散加权图像中神经组织被描绘为高信号，但神经组织也横向缓和时间t2短。

因此，在以往的扩散加权成像中，有效回波时间te比肿瘤、神经的横向缓和时间t2长。其结果，在mr信号的收集时，上述肿瘤、神经的信号衰减，肿瘤、神经相对于背景的相对信号强度降低。也就是说，通过扩散加权成像，本来应被描绘为高信号的肿瘤、神经的有效回波时间te比横向缓和时间t长，由此成为低信号。

此外，如果横向缓和时间t2比有效回波时间te小，则实质上成为t2加权图像，因此扩散加权图像中会混合存在由adc的不同产生的对比度和由t2的不同产生的对比度。因此，adc的对比度被由t2的不同产生的对比度埋没，难以提取本来想要得到的adc的对比度。

基于附图对解决如上所述的问题的磁共振成像装置的实施方式进行说明。

(第1实施方式)

图1是表示第1实施方式的磁共振成像装置1的整体结构的框图。实施方式的磁共振成像装置1具备磁铁架台100、诊察台200、控制柜300、控制台400等而构成。

磁铁架台100具有静磁场磁铁10、倾斜磁场线圈11、wb(wholebody)线圈12等，这些构成部件收纳于圆筒状的箱体。诊察台200具有诊察台主体20和顶板21。此外，具有与被检体接近地配设的阵列线圈13。

控制柜300具备静磁场用电源30、倾斜磁场电源31(x轴用31x、y轴用31y、z轴用31z)、rf接收器32、rf发送器33、序列控制器34等。此外，控制台400构成为具有处理电路40、存储电路41、输入设备42、显示器43等的计算机。

磁铁架台100的静磁场磁铁10呈概略圆筒形状，在作为被检体(患者)的摄像区域的腔(bore)(静磁场磁铁10的圆筒内部的空间)内产生静磁场。静磁场磁铁10内置有超电导线圈，通过液体氦，超电导线圈冷却为极低温。静磁场磁铁10通过将在励磁模式中从静磁场用电源30供给的电流施加到超电导线圈来产生静磁场，然后，如果转移到永久电流模式，则静磁场用电源30被断开。如果暂时转移到永久电流模式，则静磁场磁铁10长时间、例如1年以上持续产生较大的静磁场。另外，也可以将静磁场磁铁10构成为永久磁铁。

倾斜磁场线圈11也呈概略圆筒形状，固定于静磁场磁铁10的内侧。该倾斜磁场线圈11通过从倾斜磁场电源(31x、31y、31z)供给的电流，在x轴、y轴、z轴方向上向被检体施加倾斜磁场。

诊察台200的诊察台主体20能够将顶板21在上下方向上移动，使在摄像前载置于顶板21的被检体移动到规定的高度。然后，在摄影时使顶板21在水平方向上移动而使被检体移动到腔内。

wb线圈12固定为概略圆筒形状，以在倾斜磁场线圈11的内侧包围被检体。wb线圈12将从rf发送器33传送的rf脉冲向被检体发送，另一方面，还接收通过氢原子核的激励而从被检体放出的磁共振信号。

阵列线圈13是rf线圈，在与被检体近的位置处接收从被检体放出的磁共振信号。阵列线圈13例如由多个要素线圈构成。阵列线圈13按照被检体的摄像部位，有头部用、胸部用、脊椎用、下肢用或全身用等各种类型，图1中例示了胸部用的阵列线圈13。

rf发送器33基于来自序列控制器34的指示，向wb线圈12发送rf脉冲。另一方面，rf接收器32对由wb线圈12、阵列线圈13接收到的磁共振信号进行检测，对序列控制器34发送将检测到的磁共振信号进行数字化而得到的原始数据。

序列控制器34在控制台400的控制下，分别驱动倾斜磁场电源31、rf发送器33以及rf接收器32，由此进行被检体的扫描。并且，序列控制器34进行扫描而从rf接收器32接收到原始数据时，将该原始数据发送给控制台400。

控制台400具有处理电路40、存储电路41、输入设备42以及显示器43。控制台400对磁共振成像装置1整体进行控制。具体而言，通过检査技师等对鼠标或键盘等输入设备42的操作，受理摄像条件及其他各种信息、指示。并且，处理电路40基于所输入的摄像条件，使序列控制器34执行扫描，另一方面，基于从序列控制器34发送的原始数据对图像进行重构。重构后的图像显示在显示器43上或保存在存储电路41中。

作为使用磁共振成像装置1的摄像法，周知扩散加权成像。

图2是包括与扩散加权成像有关的结构的第1实施方式的磁共振成像装置1的框图。如图2所示，磁共振成像装置1的处理电路40实现摄像条件设定功能401、参数存储功能402、扩散加权图像生成功能403、扩散加权图像计算功能404、adc图生成功能405、t2图生成功能406的各功能。

这些各功能通过例如由处理电路40所具备的处理器执行保存在存储电路41中的规定的程序代码来实现。不限于这样的软件处理，例如也可以是，处理电路40具备asic(applicationspecificintegratedcircuit)、fpga(fieldprogrammablegatearray)等硬件，通过使用这些硬件的硬件处理来实现上述的各功能。此外，也可以将软件处理和硬件处理组合来实现上述的各功能。

另外，通过参数存储功能402、扩散加权图像生成功能403、扩散加权图像计算功能404、adc图生成功能405、以及t2图生成功能406构成计算图像生成功能408。此外，通过由控制台400的处理电路40实现的摄像条件设定功能401及扩散加权图像生成功能403、和由控制台400以外的各组件(控制柜300、磁铁架台100以及诊察台200内的各组件)实现的功能构成收集功能500。此外，图2中的输入设备42以及显示器43与图1所示的结构相同，因此附加了相同的符号。

上述各结构之中的参数存储功能402将扩散加权成像的脉冲序列的种类、脉冲序列内的各种参数等摄像条件存储到存储电路41。这些摄像条件例如由操作者经由输入设备42输入。或者，对于已经存储的摄像条件，也可以由操作者通过经由输入设备42的操作来进行变更。

作为扩散加权成像的脉冲序列所固有的参数，作为与mpg(motionprobinggradient)脉冲有关的参数而有b值(b-factor)，该b值经由输入设备42而被输入，通过参数存储功能402被保存到存储电路41。此外，脉冲重复时间tr、有效回波时间te等参数也经由输入设备42而被输入并保存到存储电路41。

摄像条件设定功能401在扩散加权成像的执行时，读出存储电路41中保存的参数，并将读出的参数作为扩散加权成像的摄像条件而设定到序列控制器34。序列控制器34按照设定的摄像条件，执行扩散加权成像。

扩散加权图像生成功能403通过逆傅里叶变换等处理将通过扩散加权成像收集到的磁共振信号(mr信号)进行重构并生成扩散加权图像。如后述的那样，在第1实施方式中，通过执行使脉冲序列不同的扩散加权成像，生成并收集三个以上的扩散加权图像。例如，使用第1至第3这三个脉冲序列进行扩散加权成像，并使其与各脉冲序列对应而生成第1至第3扩散加权图像。第1至第3这三个脉冲序列中，b值或有效回波时间te被设定为三个以上的不同的值。例如，第1脉冲序列中规定第1b值和第1有效回波时间te，第2脉冲序列中规定第2b值和第2有效回波时间te，第3脉冲序列中规定第3b值和第3有效回波时间te，详细内容后述。所生成的或收集到的三个扩散加权图像暂时保存在适当的存储器。

计算图像生成功能408通过使用第1至第3这三个扩散加权图像的每个像素的信号强度和第1、第2及第3b值以及第1、第2及第3有效回波时间te进行的计算，生成与任意的有效回波时间te和任意的b值对应的计算扩散加权图像(computeddwi:computeddiffusionweightedimage)。

更具体地讲，计算图像生成功能408的adc图生成功能405例如根据第1及第2扩散加权图像的每个像素的信号强度和第1及第2b值，按每个像素计算被检体的adc(apparentdiffusioncoefficient)，生成adc图。在此，所谓adc图是将按每个像素计算的adc排列到对应的像素的位置而得到的。

另一方面，计算图像生成功能408的t2图生成功能406例如根据第1及第3扩散加权图像的每个像素的信号强度和第1及第3有效回波时间te，按每个像素计算被检体的横向缓和时间t2，生成t2图。在此，所谓t2图是将按每个像素计算出的横向缓和时间t2排列到对应的像素的位置而得到的。

进而，计算图像生成功能408的扩散加权图像计算功能404根据adc图以及t2图和第1至第3中某一个扩散加权图像的每个像素的信号强度，生成与任意的有效回波时间te和任意的b值对应的计算扩散加权图像。所生成的计算扩散扩张图像例如显示在显示器43上。

另外，通常，称作扩散加权图像的图像多数情况下是指将使用比较大的b值(例如，b＝1000左右)收集到的mr信号进行重构而生成的图像。但是，上述第1至第3脉冲序列中使用的b值中还可以包含较小的b值(例如，接近于零的b值)的情况、b值的值为零的情况。本说明书中，将为了生成计算扩散加权图像而使用的、这样的b值较小的图像也称作扩散加权图像。这不限于第1实施方式，在其他实施方式中也同样。

图3是表示用于第1实施方式的磁共振成像装置1的计算扩张图像生成的处理例的流程图。以下，按照该流程图，说明磁共振成像装置1的动作。

在步骤st100中，通过第1脉冲序列，收集功能500收集第1扩散加权图像im1(te2,b1)。同样，在步骤st101中，通过第2脉冲序列，收集功能500收集第2扩散加权图像im2(te2,b2)。此外同样，在步骤st102中，通过第3脉冲序列，收集功能500收集第3扩散加权图像im3(te1,b1)。

图4是作为在第1至第3脉冲序列中共通使用的脉冲序列种类的一例而例示在se(spinecho)型的epi(echoplanarimaging)序列中插入了扩散加权用的mpg脉冲后的序列的图。在该序列中，从具有90°的翻转角的激励脉冲起te/2后施加具有180°的翻转角的回聚脉冲，从回聚脉冲起大致te/2后开始epi序列的数据的收集。在此，te表示有效回波时间，严格来讲，将从激励脉冲起到收集epi序列的k空间中心(相位编码方向)的数据为止的时间作为有效回波时间te。

mpg脉冲是为了加权扩散而施加的倾斜磁场脉冲，从激励脉冲到回聚脉冲的期间、以及从回聚脉冲到数据收集为止的期间，分别施加各一个mpg脉冲。

作为表示mpg脉冲对组织的adc(表观扩散系数)带来的影响的大小的指标，通常使用b值(b-factor)。b值的值用以下(式1)表示。

b＝γg²τ²(t－(τ/3))(式1)

在此，γ是磁旋比(magnetogyricratio)，g是mpg脉冲的倾斜磁场的大小，τ是mpg脉冲的脉冲长度，t是从最初的mpg脉冲的前缘到之后的mpg脉冲的前缘为止的间隔。

在单次se－epi中，通过伴随于一个激励脉冲的一个数据收集来收集1切片量的全部的k空间数据。相对于此，在多次se－epi序列中，将1切片量的k空间数据分为多次来收集。在多次的情况下，图4所示的脉冲序列以重复时间tr重复。

从激励脉冲起有效回波时间te后的信号强度s(k空间中心的信号强度s)用以下(式2)表示。

s＝s0*(1-exp[－tr/t1])*exp[－te/t2]*exp[－b*adc](式2)

在此，s0是常数，tr是重复时间，te是有效回波时间，b是(式1)的b值。此外，t1、t2以及adc分别表示被检体的各组织的纵向缓和时间t1、横向缓和时间t2以及表观扩散系数adc。

(式2)的各参数之中的重复时间tr、有效回波时间te以及b值是依赖于脉冲序列的参数(以下，有时称作序列参数)，纵向缓和时间t1、横向缓和时间t2以及adc是依赖于被检体的组织的参数(以下，有时称作组织参数)。

在第1实施方式中，在步骤st100至步骤st102中使用将序列参数之中的有效回波时间te以及b值的2种参数改变的第1至第3这三个脉冲序列。

图5是将第1至第3脉冲序列的一例分别表示在上段、中段、下段的图。在第1脉冲序列中，将有效回波时间(第1有效回波时间)规定为te2，将b值(第1b值)规定为b1。在第2脉冲序列中，将有效回波时间(第2有效回波时间)规定为te2，将b值(第2b值)规定为b2。此外，在第3脉冲序列中，将有效回波时间(第3有效回波时间)规定为te1，将b值(第3b值)规定为b1。

在此，设为在第1及第2脉冲序列中规定的te2比在第3脉冲序列中规定的te1长(te1＜te2)。此外，设为在第2脉冲序列中规定的b2比第1及第3脉冲序列中规定的b1大(b1＜b2)。

图5中表示了单次se－epi类型的序列，但在多次的情况下，图5所示的序列以重复时间tr重复。但是，在该情况下，重复时间tr在第1至第3脉冲序列中被规定为相同值。

在图4的步骤st100中，执行具有te2以及b1的第1脉冲序列，将随之收集的mr信号进行重构而收集第1扩散加权图像im1(te2,b1)。同样，在步骤st101中，执行具有te2以及b2的第2脉冲序列，将随之收集的mr信号进行重构而收集第2扩散加权图像im2(te2,b2)。此外同样在步骤st102中，执行具有te1以及b1的第3脉冲序列，将随之收集的mr信号进行重构而收集第3扩散加权图像im3(te1,b1)。

如果设第1至第3扩散加权图像im1、im2、im3的每个像素的信号强度分别为s1(te2,b1)、s2(te2,b2)、s3(te1,b1)，则这些根据(式2)用以下的(式3)至(式5)表示。

s1(te2,b1)＝s0*(1-exp[－tr/t1])*exp[－te2/t2]*exp[－b1*adc]

(式3)

s2(te2,b2)＝s0*(1-exp[－tr/t1])*exp[－te2/t2]*exp[－b2*adc]

(式4)

s3(te1,b1)＝s0*(1-exp[－tr/t1])*exp[－te1/t2]*exp[－b1*adc]

(式5)

在此，如上所述，te1＜te2、b1＜b2，此外tr共通。

接着，在步骤st103中，根据第1扩散加权图像im1、第2扩散加权图像im2、b1、b2，计算每个像素的adc。具体而言，根据(式3)以及(式4)，计算以下的(式6)所示的信号强度比。

s2(te2,b2)/s1(te2,b1)＝exp[－(b2-b1)*adc](式6)

并且，根据(式6)，计算以下的(式7)所示的每个像素的adc、即adc图。

adc＝-ln[s2(te2,b2)/s1(te2,b1)]/(b2-b1)(式7)

接着，在步骤st104中，根据第1扩散加权图像im1、第3扩散加权图像im3、te1、te2，计算每个像素的t2。具体而言，根据(式4)以及(式5)，计算以下的(式8)所示的信号强度比。

s1(te2,b1)/s3(te1,b1)＝exp[－(te2-te1)/t2](式8)

并且根据(式8)，计算以下的(式9)所示的每个像素的t2、即t2图。

t2＝-(te2-te1)/ln[s1(te2,b1)/s3(te1,b1)](式9)

这样，如果按每个像素求出adc和t2，则能够使用(式3)至(式5)中的某一个，例如使用(式5)，根据以下的(式10)，通过计算求出与任意的有效回波时间tec和任意的b值bc对应的信号强度sc(tec,bc)。

sc(tec,bc)＝s3(te1,b1)*exp[－(tec-te1)/t2]*exp[－(bc-b1)*adc]

(式10)

图6是示意地表示在信号空间s(te,b)中通过实际的摄像收集到的三个信号强度s1(te2,b1)、s2(te2,b2)、s3(te1,b1)与通过计算求出的信号强度sc(tec,bc)之间的关系的图。图6中，设第1横轴为有效回波时间te，第2横轴为b值，纵轴为信号强度s。

引用文献1等公开了以下技术：根据图6中的两个信号强度s1(te2,b1)以及s2(te2,b2)，通过计算求出具有较大的b值的信号强度sc(te2,bc)(bc＞b2＞b1)。该现有技术相当于在图5中使用第1以及第2脉冲序列，计算具有比第2脉冲序列的b2的值大的b值的扩散加权图像。但是，在第2脉冲序列中，作为b值的典型的值而设定为1000左右的情况下，需要将mpg脉冲的脉冲长度设为某种程度地长，导致有效回波时间te2变长。例如，有效回波时间te2成为60毫秒以上。

另一方面，肿瘤、神经的横向缓和时间t2较短，比上述的现有技术的比较长的有效回波时间te2短。其结果，肿瘤、神经的mr信号在收集时衰减，肿瘤、神经相对于背景的相对信号强度降低。也就是说，通过扩散加权成像本来应被描绘为高信号的肿瘤、神经的有效回波时间te比横向缓和时间t2长，由此成为低信号。

此外，如果有效回波时间te比横向缓和时间t2长，则实质上成为t2加权图像，因此扩散加权图像中混合存在由adc的不同产生的对比度和由t2的不同产生的对比度。因此，adc的对比度被由t2的不同产生的对比度埋没，难以提取本来要得到的adc的对比度。

相对于此，根据第1实施方式的磁共振成像装置1，能够通过计算求出与任意的b值(bc)和任意的有效回波时间tec对应的信号强度sc(tec,bc)的扩散加权图像。这意味着能够通过计算求出与较大的bc和非常短的有效回波时间tec对应的扩散加权图像。例如，能够通过计算求出与bc≥2000、tec≤10毫秒对应的信号强度sc(tec,bc)的扩散加权图像。在极端的例子中，能够通过计算求出与有效回波时间tec为零毫秒对应的扩散加权图像。

其结果，针对肿瘤、神经等的横向缓和时间t2短的组织，也能够防止由横向缓和带来的信号强度的衰减，能够描绘为较高的信号强度。此外，通过使有效回波时间tec较短，能够排除由t2的不同产生的对比度的影响。因此，能够如实地且以高信号强度描绘通过adc的不同被扩散加权的肿瘤、神经的信号。

(序列参数的大小关系)

任意的有效回波时间tec可以被设定为与在第1至第3脉冲序列中使用的有效回波时间te(te1以及te2：te1＜te2)之中的最短的有效回波时间te1相同(tec＝te1)，或者也可以被设定为比最短的有效回波时间te1还短(tec＜te1)。

另外，在设定为tec＝te1的情况下，(式10)被简化为以下的(式11)。

sc(tec,bc)＝s3(te1,b1)*exp[－(bc-b1)*adc](式11)

因此，在该情况下，不需要每个像素的t2的计算(即，t2图的计算)，可缩短计算时间。

此外，任意的b值的值bc既可以被设定为与在第1至第3脉冲序列中使用的b值(b1以及b2：b1＜b2)之中的最大的b2相同(bc＝b2)，或者也可以被设定为比最大的b2还大(bc＞b2)。

此外，在上述的例子中，收集功能500将第1脉冲序列的b值和第2脉冲序列的b值设定为相互不同的值(b1≠b2、b1＜b2)，并且将第1脉冲序列的te和第2脉冲序列的te设定为相同值(te2)，来收集第1以及第2扩散加权图像。此外，将第3脉冲序列的b值设定为第1以及第2脉冲序列的b值之中的较小的值(b1)，并且将第3脉冲序列的te设定为比第1以及第2有效回波时间(te2)短的值(te1：te1＜te2)，来收集第3扩散加权图像。也就是说，加以如下限制：在三个脉冲序列之中的两个脉冲序列中使用共通的b值，同样在三个脉冲序列之中的两个脉冲序列中使用共通的有效回波时间te。通过这样的限制，使adc、t2的计算变容易。

但是，也可以消除b值、te的上述限制。这里，将在第1、第2、第3脉冲序列中使用的有效回波时间te与b值的组合分别设为(te1,b1)、(te2,b2)、(te3,b3)。此时，te1、te2、te3这三个值只要不是全部相同，则各值可以是任意的。也就是说，te1、te2、te3这三个值既可以全部不同，也可以是三个值之中的任意组合的两个值相同而其他一个值不同。同样、b1、b2、b3这三个值只要不是全部相同，则各值可以是任意的。也就是说，b1、b2、b3这三个值既可以全部不同，也可以是三个值之中的任意组合的两个值相同而其他一个值不同。在该情况下，例如在te1、te2、te3这三个值全部不同、b1、b2、b3这三个值也全部不同的情况下，在解析学上不能解析，会成为数值上的解法，如果至少有(式3)至(式5)这三个方程式，则能够求出两个未知数adc、t2。

(第1实施方式的变形例)

以下，对第1实施方式的几个变形例进行说明。

在第1变形例中，计算图像生成功能408生成使任意的有效回波时间tec以及任意的bc中的至少一方连续地变化而得到的动态的计算扩散加权图像。并且，显示器43将该动态的计算扩散加权图像连续地显示。通过这样的动态的显示，能够容易地找出肿瘤、神经被最好地描绘的有效回波时间tec、bc。

在第2变形例中，在生成神经的计算扩散加权图像的情况下，收集功能500将第1至第3脉冲序列中的mpg脉冲的施加方向设定为与要描绘的神经的行进方向正交的方向。已知神经的adc在行进方向上较大，但在与行进方向正交的方向上，比背景的水、软组织的adc小。已提出以下方法：利用该特征，在扩散加权成像中，与神经行进方向正交地施加mpg脉冲，使水、软组织衰减的同时强调神经。但是，脑神经等神经的横向缓和时间t2短，另一方面，处于神经的背景的csf(水)的横向缓和时间t2长。因此，在以往的扩散加权成像中，有效回波时间te长，由此神经的信号衰减，神经被csf等背景组织埋没。相对于此，在本实施方式中，将mpg脉冲设为与神经的行进方向正交的方向来收集第1至第3扩散加权图像，然后，能够从这些扩散加权图像，生成与非常短的有效回波时间tec对应的计算扩散加权图像。其结果，不用使神经的信号衰减，就能够从csf等背景中将神经清楚地描绘。

在第3变形例中，使用与第1实施方式不同的种类的脉冲序列。

在上述第1实施方式中，收集功能500使用se－epi类型的扩散加权成像的脉冲序列(图4、图5)收集第1至第3扩散加权图像，但脉冲序列的种类不限定于此。

例如，图7是表示称作motion-sensitizeddiffusionequilibrium(msde)、diffusion-sensitizesdiffusionequilibrium(dsde)的脉冲序列的一例的图，也可以使用这样的脉冲序列来收集第1至第3扩散加权图像。在图7所示的脉冲序列中，通过90°激励脉冲、mpg脉冲、180°回聚脉冲、mpg脉冲以及90°脉冲构成前脉冲部。该前脉冲部中，通过(90°激励脉冲－mpg脉冲－180°回聚脉冲－mpg脉冲)产生被扩散加权的横向磁化，通过其后的90°脉冲使横向磁化回到纵向磁化，由此发生被扩散加权的纵向磁化。然后，对通过前脉冲部扩散加权后的纵向磁化，施加gre(gradientecho)类型序列或ssfp(steady-statefreeprecision)等高速序列来进行数据收集。

像这样，收集功能500为了收集第1至第3扩散加权图像而使用的脉冲序列的种类没有特别限定。总之，只要是能够根据有效回波时间te、b值等序列参数以及adc、t2等被检体组织的组织参数来将信号强度s定式化的脉冲序列，则能够采用为为了收集第1至第3扩散加权图像而使用的第1至第3脉冲序列。

再附带说，在第1至第3脉冲序列之间，脉冲序列的种类也可以不同。例如，在第1脉冲序列中使用参数(te2,b1)、在第2脉冲序列中使用参数(te2,b2)(b2＞b1)的情况下，第3脉冲序列只要是具有比te2短的有效回波时间te1的脉冲序列就足够，不一定需要b值、即mpg脉冲的施加。因此，作为第3脉冲序列，可以采用se类型序列、高速se类型序列、gre类型序列等不伴随mpg脉冲的施加的通常的脉冲序列。并且，在该情况下，不需要为了计算扩散加权图像的生成而特意执行第3脉冲序列，能够援用对同一患者另行拍摄的不伴随mpg脉冲施加的pdw(质子密度加权图像)、t1w(t1加权图像)的通常的图像数据。但是，根据需要，对这些通常的图像数据进行与第1及第2扩散加权图像的对位、使矩阵尺寸相吻合的调整。

然而，在生物体内的扩散现象中，由于受到血流或身体运动的影响，或者扩散自身也混合有细胞的内外的成分等理由，有时扩散系数成为很多成分的合成。通常，认为是2个成分的合成就足够。例如，如果设合成后的扩散系数为d、各成分分别为dd、dp，则可用d＝dd+dp表示。在此，dd＜dp，作为dd设想由组织的扩散(diffusion)引起的比较小的值，作为dp设想由血流等的灌注(perfusion)引起的比较大的值。

图8(a)是作为肿瘤部位和正常部位的模型而分别示出了dd和dp的模型值的表。此外，在该表中，还一并示出肿瘤部位和正常部位的体积比f的模型值。

图8(b)中，基于上述模型值，对于正常部位中的信号强度的相对值(s/s0)，将扩散系数仅为dp的情况用粗的虚线表示，将扩散系数仅为dd的情况用细的虚线表示，将扩散系数为dp+dd的合成扩散系数的情况用粗的实线表示。同样，图8(c)基于上述的模型值，示出了肿瘤部位中的各信号强度的相对值(s/s0)。从图8(c)可知，在b值较低的区域，合成扩散系数的信号强度(s/s0)较强烈地受perfusion的影响而急剧变化。因此，如果要使用b1＝0等较低的值和b2＝1000来计算与b＝2000等较大的b值对应的信号强度，则可预想到具有较大的误差。

图9(a)至图9(d)是说明b值的选择范围和信号强度的计算误差之间的关系的图。图9(a)是在将两个b值(b1,b2)设为(0,1000)、(500,1000)、(0,2000)时，将与它们对应的adc用基于single-exponential的模型的以下的(式12)计算而得到的结果。

s(b1)/s(b2)＝exp[-(b1-b2)*adc](式12)

图9(c)是使用通过计算得到的adc(0,1000)和adc(500,1000)计算与b＝2000对应的相对的信号强度s而得到的结果。

将adc的计算值以及信号强度的计算值与adc的正解值(图9(b))以及信号强度的正解值(图9(d))相比可知，在b1＝0的情况下误差较大。另一方面，在b1＝500的情况下误差较小。

因此，在根据基于single-exponential的(式12)计算adc的情况下，作为b1(b1＜b2)，优选以排除较低的值的方式设定。例如，排除b1＝50～300[s/mm²]或其以下的值而优选设定为300[s/mm²]以上。

或者，也可以代替上述的single-exponential的模型，而根据基于将两个single-exponential模型以规定的权重f相加而得到的bi-exponential的模型的以下的(式13)、(式14)来计算adc。在该情况下，使用3个点的b值(b＝b1、b2、b3)来计算adc1和adc2，将较小的值作为用于信号强度的计算的adc。

s(b2)/s(b1)＝f*exp[-(b2-b1)*adc1]+(1-f)*exp[-(b2-b1)*adc2]

(式13)

s(b3)/s(b1)＝f*exp[-(b3-b1)*adc1]+(1-f)*exp[-(b3-b1)*adc2]

(式14)

作为三个b值，例如设为b1＝0、b2＝50～300[s/mm²]、b3＝1000[s/mm²]左右。

通过上述方法，即使在混合有多个扩散、血流的情况下，也能够生成肿瘤部位与正常部位间的对比度较大的计算扩散加权图像。

(第2实施方式)

第2实施方式的磁共振成像装置1中，还追加了改变重复时间tr的扩散加权图像，通过四个以上、例如第1至第4这四个脉冲序列，收集第1至第4这四个扩散加权图像。并且，根据该四个扩散加权图像，通过计算求出与任意的重复时间trc、任意的有效回波时间tec、以及任意的b值(bc)对应的扩散加权图像。

图10是包括与扩散加权成像有关的结构的第2实施方式的磁共振成像装置1的框图。与第1实施方式(图2)的不同点是还具有t1图生成功能407。

图11是表示用于第2实施方式的磁共振成像装置1的计算扩张图像生成的处理例的流程图。在步骤st200中，通过第1脉冲序列收集第1扩散加权图像im1(tr2,te2,b1)。在第1实施方式中，使用2种序列参数(即，有效回波时间te和b值)生成计算扩散加权图像，但在第2实施方式中，使用3种序列参数。即，将重复时间tr、有效回波时间te、以及b值作为序列参数来使用。因此，将所使用的序列参数的种类作为变量，如扩散加权图像im(tr,te,b)那样表示。

同样，在步骤st201中，通过第2脉冲序列收集第2扩散加权图像im2(tr2,te2,b2)，在步骤st202中，通过第3脉冲序列收集第3扩散加权图像im3(tr2,te1,b1)，在步骤st203中，通过第4脉冲序列收集第4扩散加权图像im4(tr1,te1,b1)。步骤st200至203的处理与第1实施方式同样由收集功能500进行。

图12是分别表示在第2实施方式中使用的第1至第4这四个脉冲序列的例子的图。图12之中的第1、第2、第3脉冲序列实质上与第1实施方式中使用的第1、第2、第3脉冲序列(图5)相同，明确地表示了重复周期都为相同的tr2。

另一方面，第4脉冲序列中，有效回波时间te和b值使用与第3脉冲序列相同的te1和b1，但重复时间tr使用与第1至第3脉冲序列不同的te1。具体而言，第4脉冲序列中，使用比第1至第3脉冲序列的重复时间tr2短的重复时间tr1(tr1＜tr2)。

在第2实施方式中，使用上述第1至第4这四个脉冲序列进行扩散加权成像。并且，扩散加权图像生成功能403对应于四个脉冲序列而将第1至第4这四个扩散加权图像im1、im2、im3、im4进行重构。如果设第1至第4扩散加权图像im1、im2、im3、im4的每个像素的信号强度分别为s1(tr2,te2,b1)、s2(tr2,te2,b2)、s3(tr2,te1,b1)、s4(tr1,te1,b1)，则这些可根据(式2)用以下的(式15)至(式18)表示。

s1(tr2,te2,b1)＝s0*(1-exp[－tr2/t1])*exp[－te2/t2]*exp[－b1*adc]

(式15)

s2(tr2,te2,b2)＝s0*(1-exp[－tr2/t1])*exp[－te2/t2]*exp[－b2*adc]

(式16)

s3(tr2,te1,b1)＝s0*(1-exp[－tr2/t1])*exp[－te1/t2]*exp[－b1*adc]

(式17)

s4(tr1,te1,b1)＝s0*(1-exp[－tr1/t1])*exp[－te1/t2]*exp[－b1*adc]

(式18)

在此，tr1＜tr2、te1＜te2、b1＜b2。

接着，在步骤st204中，根据第1扩散加权图像im1、第2扩散加权图像im2、b1、b2，计算每个像素的adc。具体而言，根据(式15)以及(式16)，计算以下的(式19)所示的信号强度比。

s2(tr2,te2,b2)/s1(tr2,te2,b1)＝exp[－(b2-b1)*adc](式19)

并且，计算以下的(式20)所示的每个像素的adc、即adc图。该计算由adc图生成功能405进行。

adc＝-ln[s2(tr2,te2,b2)/s1(tr2,te2,b1)]/(b2-b1)

(式20)

接着，在步骤st205中，根据第1扩散加权图像im1、第3扩散加权图像im3、te1、te2，计算每个像素的t2。具体而言，根据(式15)以及(式17)，计算以下的(式21)所示的信号强度比。

s1(tr2,te2,b1)/s3(tr2,te1,b1)＝exp[－(te2-te1)/t2]

(式21)

并且，计算以下的(式22)所示的每个像素的t2、即t2图。该计算由t2图生成功能406进行。

t2＝-(te2-te1)/ln[s1(tr2,te2,b1)/s3(tr2,te1,b1)]

(式22)

接着，在步骤st206中，根据第3扩散加权图像im3、第4扩散加权图像im4、tr1、tr2，计算每个像素的纵向缓和时间t1。具体而言，根据(式17)以及(式18)，计算以下的(式23)所示的信号强度比。

s4(tr1,te1,b1)/s3(tr2,te1,b1)＝(1-exp[－tr1/t1])/(1-exp[－tr2/t1])(式23)

根据(式23)计算纵向缓和时间t1。但是，在该情况下，在解析学上不能解析上述方程式，但如果使用公知的非线性方程式的数值解法，则能够计算纵向缓和时间t1。将按每个像素计算出的纵向缓和时间t1排列到对应的像素位置而得到的结果为t1图。每个像素的纵向缓和时间t1的计算由t1图生成部407进行。

如果在上述步骤中按每个像素求出adc、t2、t1，则能够使用(式15)至(式18)中的某一个，例如使用(式18)，根据以下的(式24)通过计算求出与任意的重复时间trc、任意的有效回波时间tec、任意的b值bc对应的信号强度sc(trc,tec,bc)。

sc(trc,tec,bc)＝s4*((1-exp[－trc/t1])/(1-exp[－tr1/t1]))*exp[－(tec-te1)/t2]*exp[－(bc-b1)*adc](式24)

通过利用(式24)计算每个像素的信号强度sc(trc,tec,bc)，能够生成与任意的重复时间trc、任意的有效回波时间tec、任意的b值bc对应的计算扩散加权图像。

在此，在trc＝tr1的情况下，(式24)被简化为以下的(式25)。

sc(trc,tec,bc)＝s4*exp[－(tec-te1)/t2]*exp[－(bc-b1)*adc]

(式25)

在该情况下，需要4个点的测定(信号强度s1至s4)，但不需要纵向缓和时间t1的计算。

在trc＝tr1、tec＝te1的情况下，(式25)还被简化为(式26)。

sc(trc,tec,bc)＝s4*exp[－(bc-b1)*adc](式26)

在该情况下，3个点的测定(信号强度s1至s3)就足够，除了纵向缓和时间t1以外，横向缓和时间t2的计算也不需要。

根据上述的第2实施方式，在第1实施方式的基础上，还能够生成与任意的重复时间trc对应的计算扩散加权图像。因此，能够通过计算求出与实际的脉冲序列中无法实现那样的较短的重复时间trc对应的扩散加权图像。其结果，与以往的扩散加权成像相比，能够更适当地生成被t1强调的计算扩散加权图像。

另外，第1实施方式(序列参数的大小关系)中说明的序列参数(te、b值)的大小关系同样适用于第2实施方式中的序列参数(tr、te、b值)。

(第2实施方式的变形例)

上述的第2实施方式中，根据4个点的信号强度、即s1(tr2,te2,b1)、s2(tr2,te2,b2)、s3(tr2,te1,b1)、s4(tr1,te1,b1)，求出三个组织参数(纵向缓和时间t1、横向缓和时间t2、adc)，并使用这三个组织参数，通过计算求出与任意的3种序列参数(任意的重复时间trc、任意的有效回波时间tec、任意的b值(bc))对应的扩散加权图像。

相对于此，在第2实施方式的变形例中，将b值固定为b1(b＝b1＞0)，根据3个点的信号强度求出两个组织参数(纵向缓和时间t1、横向缓和时间t2)，使用这两个组织参数，通过计算求出与任意的重复时间trc、任意的有效回波时间tec、规定的b值(＝b1)对应的扩散加权图像。具体而言，根据上述的(式15)、(式17)以及(式18)，求出纵向缓和时间t1、横向缓和时间t2。并且，根据以下的(式27)，通过计算求出与任意的重复时间trc、任意的有效回波时间tec、规定的b值(＝b1)对应的信号强度sc(trc,tec,b1)的扩散加权图像。

sc(trc,tec,b1)＝s4*((1-exp[－trc/t1])/(1-exp[－tr1/t1]))*exp[－(tec-te1)/t2](式27)

(第3实施方式)

第1实施方式中根据3个点的测定，通过计算求出与两个参数中的任意的值(任意的有效回波时间tec、任意的bc)对应的扩散加权图像。此外，第2实施方式中根据4个点的测定，通过计算求出与三个参数中的任意的值(任意的重复时间trc、任意的有效回波时间tec、任意的bc)对应的扩散加权图像。此外，第2实施方式的变形例中，根据3个点的测定，通过计算求出与两个参数中的任意的值(任意的重复时间trc、任意的有效回波时间tec)对应的扩散加权图像。相对于此，第3实施方式中，根据2个点的测定，通过计算求出与一种参数的任意的值(任意的有效回波时间tec)对应的扩散加权图像。

在此，2个点的测定意味着使用第1及第2这两个脉冲序列来收集第1及第2扩散加权图像。

在第3实施方式中，第1脉冲序列和第2脉冲序列中使用共通的b值(b＝b1＞0)和共通的重复时间(tr＝tr2)，另一方面，有效回波时间使用不同的值。具体而言，将第1脉冲序列的有效回波时间设为te2，将第2脉冲序列的有效回波时间设为te1(te1＜te2)。

在该情况下，第1扩散加权图像的信号强度s1(tr2,te2,b1)与第2扩散加权图像的信号强度s2(tr2,te1,b1)之比如以下的(式28)。

s1(tr2,te2,b1)/s2(tr2,te1,b1)＝exp[－(te2-te1)/t2](式28)

根据(式28)，如以下那样计算横向缓和时间t2。

t2＝-(te2-te1)/ln[s1(tr2,te2,b1)/s2(tr2,te1,b1)]

(式29)

并且，使用计算出的横向缓和时间t2，根据以下的(式30)，能够计算与任意的有效回波时间tec、规定的b值(b1)以及规定的重复时间(tr2)对应的信号强度sc(tr2,tec,b1)。

sc(tr2,tec,b1)＝s2(tr2,te1,b1)*exp[－(tec-te1)/t2](式30)

在第3实施方式中，b值与用于测定的值相同，但有效回波时间tec能够任意地设定。因此，通过设为tec＜te1，能够通过计算求出与非常短的有效回波时间tec对应的扩散加权图像。其结果，针对横向缓和时间t2短的组织，也能够得到衰减少且高信号强度的扩散加权图像。

(第3实施方式的变形例)

第3实施方式的变形例在第1脉冲序列和第2脉冲序列中使用共通的b值(b1＞0)和共通的有效回波时间(te＝te2)，另一方面，重复时间tr使用不同的值。具体而言，将第1脉冲序列的重复时间设为tr2，将第2脉冲序列的重复时间设为tr1(tr1＜tr2)。并且，根据第1脉冲序列的信号强度s1(tr2,te2,b1)和第2脉冲序列的信号强度s2(tr1,te2,b1)，求出纵向缓和时间t1。进而，使用计算出的纵向缓和时间t1，根据以下的(式31)，能够计算与任意的重复时间trc、规定的b值(b1)以及规定的有效回波时间(te2)对应的信号强度sc(trc,te2,b1)。另外，本实施例中的se法中的信号全部为振幅信号。

sc(trc,te2,b1)＝s1(tr2,te2,b1)*(1-exp[－trc/t1])/(1-exp[－tr2/t1])

(式31)

如上所述，在第1实施方式中，为了求出两个未知参数(adc、t2)而进行了3个点的测定(三个信号强度s1、s2、s3的收集)。此外，在第2实施方式中，为了求出三个未知参数(t1、t2、adc)而进行了4个点的测定(四个信号强度s1、s2、s3、s4的收集)。并且，在第3实施方式中，为了求出一个未知参数(t2)而进行了2个点的测定(两个信号强度s1、s2的收集)。像这样，为了求出n个未知参数，进行n+1个测定即可。因此，当有t1、t2、adc以外的未知参数的情况下也能够容易地扩展。

此外，为了求出n个未知参数，需要最低n+1个测定点，但也可以使用比n+1多的测定点。在该情况下，通过对比n+1多的测定点的数据应用最大似然估计法，能够求出n个未知参数，是测定点的误差稳健的计算方法。

如以上说明的那样，根据上述各实施方式的磁共振成像装置1，即使在实际的扩散加权成像的脉冲序列中对有效回波时间te有制约(由于mpg的存在，不能使有效回波时间te太短)的情况下，也能够通过计算求出与任意的有效回波时间tec(例如非常短的有效回波时间tec)对应的扩散加权图像。因此，对于肿瘤、神经等的横向缓和时间t2短的组织，由横向缓和带来的衰减较少，能够以高信号强度描绘。

此外，还能够通过计算求出与任意的重复时间trc(例如非常短的重复时间trc)对应的扩散加权图像，因此能够容易地生成t1加权的扩散加权图像。

进一步概括如下，实施方式的磁共振成像装置关于n种(n为2以上的自然数)参数，例如扩散加权因素b值、有效回波时间te、以及重复时间tr中的至少一个，使参数的值不同，通过这样的设定，收集(n+1)以上的扩散加权图像，基于在所述(n+1)以上的扩散加权图像之间以不同的值设定的所述参数的值与收集到的所述扩散加权图像的信号值之间的关系，对于该参数生成任意的值的计算扩散加权图像。

(第4实施方式)

在上述的各实施方式中，主要说明了以se(spinecho)法为基础的计算扩散加权图像的生成方法。相对于此，在以下说明的第4实施方式中，对于通过反转恢复法(inversionrecovery：ir)用的脉冲(以下，称为ir脉冲)使纵向磁化反转、在通过纵向缓和而纵向磁化恢复的中途使用se法收集mr信号的摄像法，适用计算扩散加权图像的生成。以下，将不伴随ir脉冲的摄像法简单称为se法，将伴随ir脉冲的上述的摄像法称为ir法。

在ir法中，将从施加ir脉冲时起到施加激励脉冲即90°脉冲时为止的时间、反转时间数据收集为止的时间称为反转时间ti(inversiontime)。

将ir法之中的、通过将ti设定成偏向负的脑脊髄液(csf：cerebrospinalfluid)的纵向磁化成为零的时刻被摄像、对csf的信号进行抑制的摄像法称为flair(fluidattenuationinversionrecovery)法。

对使用flair法的扩散加权图像而言，即使b值为零，csf也充分地得到抑制，因此非常有用。但是，与使用se法的扩散加权图像相比，有snr低的问题。其理由在于，在将ti设定成csf的纵向磁化成为零点的情况下，灰白质、白质等的脑实质部的纵向磁化为恢复中途，是饱和时的纵向磁化的7成到8成左右。因此，在实际收集中使用了flair法的情况下，与具有相同的te的se法相比，snr变低。

此外，在对flair法附加了b值的情况下，即在实际收集中应用flair法来生成了扩散加权图像的情况下，snr进一步降低。实际收集中基于flair法的实际收集有csf与b值无关地得到抑制的优点，但脑实质部的snr也降低。特别地，静磁场强度越多则纵向缓和时间t1越长，snr的降低越大，因此实际收集中，使用flair法的扩散加权成像没有那么普及。

相对于此，根据以下说明的第4实施方式，能够通过计算来提供使用了flair法的扩散加权图像。特别地，能够通过计算来提供与实际收集相比snr高的使用了flair法的扩散加权图像。

图13是表示用于第4实施方式的磁共振成像装置1的计算扩张图像生成的处理例的流程图。在第4实施方式中，与第2实施方式同样，为了求出三个未知参数(t1、t2、adc)而进行4个点的测定。但是，t1的计算方法在第4实施方式和第2实施方式中不同。

在第2实施方式中，为了求出t1，通过使用se法的第4脉冲序列，收集第4扩散加权图像im4(tr1,te1,b1)，根据第4扩散加权图像im4和第3扩散加权图像im3，计算t1(即，t1图)(图11的步骤st206)。相对于此，在第4实施方式中，通过使用ir法的第5脉冲序列，收集第5扩散加权图像im5(tr2,ti1,te1,b1)(图13的步骤st300)。图13中，步骤st200～202、步骤st204～步骤st205的处理与第2实施方式相同。

图14是分别表示在第4实施方式中使用的四个脉冲序列的例子的图。图14之中的在第1点到第3点的测定中使用的第1、第2、第3脉冲序列实质上与在第2实施方式中使用的第1、第2、第3脉冲序列(图12)相同，都是不伴随ir脉冲的se法的脉冲序列。

相对于此，在第4点的测定中使用的第5脉冲序列(图14的最下段)为伴随ir脉冲的ir法的脉冲序列，在此，将反转时间设为ti1。通过第5脉冲序列，收集第5扩散加权图像im5。

将im5的每个像素的信号设为s5。通过ir法收集到的s5与通过se法收集到的s1～s3不同，需要考虑通过纵向磁化的反转得到的符号的信息。也就是说，phase-sensitiveir(psir)、即real化是不可欠缺的，因此需要相位修正。该相位修正使用并行收集的第3扩散加权图像im3的复信号并通过以下的(式32)进行(图13的步骤st301)。

s5cor＝s5*(conj[s3]/|s3|)(式32)

在此，s3、s5都是复信号，conj[]意味着取复共轭。s5cor是相位修正后的im5的每个像素的信号(具有符号的实部信号像值)，用以下的式(33)表示。

s5cor＝s0*(1-2*exp[－ti1/t1])*exp[－te1/t2]*exp[－b1*adc]

(式33)

接着，根据(式33)中表示的s5cor、以及(式17)中表示的第3扩散加权图像im3的信号(振幅值)|s3|，通过以下的(式34)求出t1。

s5cor/|s3|＝(1-2*exp[－ti1/t1])/(1-exp[－tr2/t1])(式34)

(式34)也不能对于t1在解析学上进行解析，因此通常需要利用marcart法等的非线性方程式的数值解法求出t1。但是，通常，tr2＞5*t1，可视为tr2比t1足够大。在该情况下，(式34)被简化为以下的(式35)。

s5cor/|s3|＝(1-2*exp[－ti1/t1])(式35)

根据(式35)，能够通过以下的(式36)近似地求出t1(t1图)(图13的步骤st302)。

t1＝-ti1/ln[(1-s5cor/|s3|)/2](式36)

图15是说明脑的摄像的情况下的、基于se法(第2实施方式)的t1测定时的关键条件、以及基于ir法(第4实施方式)的t1测定时的关键条件的图。

se法中，在第3扩散加权图像im3的收集时，将tr2设定得足够长，以成为t1长的csf大致饱和的状态。另一方面，在第4扩散加权图像im4的收集时，通过将tr1设定为与灰质、白质等的脑实质部的t1接近，能够使脑实质部的cnr变大。

另一方面，ir法中，在第5扩散加权图像im5的收集时，与im3的收集时同样，将tr2设定得足够长，以成为t1长的csf大致饱和的状态。此外，ir法中，在第5扩散加权图像im5的收集时，通过将ti1设定为与灰质、白质等的脑实质部的t1接近，能够使脑实质部的cnr变大。

回到图13，在步骤st303中，根据以下的式(37)通过计算求出与任意的反转时间tic、任意的有效回波时间tec、任意的b值bc对应的信号强度sc(tic,tec,bc)。

sc(tic,tec,bc)＝s1*(1-2*exp[－tic/t1])*exp[－(tec-te1)/t2]*exp[－(bc-b1)*adc](式37)

(式37)中，假设tr2比tic足够大。

在此，在tic＝ti1、tec＜te1的情况下，(式37)被简化为以下的(式38)。

sc(ti1,tec,bc)＝s5cor*exp[－(tec-te1)/t2]*exp[－(bc-b1)*adc]

(式38)

在该情况下，需要最低4个点的测定，但不需要t1的计算。

在tic＝ti1、tec＝te1的情况下，(式38)进一步被简化为(式39)。

sc(ti1,te1,bc)＝s5cor*exp[－(bc-b1)*adc](式39)

在该情况下，不需要t1和t2的计算，通过最低3个点的测定，能够通过计算求出sc(ti1,te1,bc)。

在通过4点法求出t1(即t1图)的情况下，尤其对flair法的cdwi(计算扩散加权图像)的生成有效。flair法是即使b＝0也使csf信号大致为零，通常通过t2w进行图像化的方法。若将csf的纵向磁化成为零的ti记为tinull(csf)，则设定为tic≤tinull(csf)即可。在此在计算图像上还能够表现符号，因此tic不需要严格地等于tinull(csf)，稍短也可以。

通过上述的第2实施方式，即使通过se法进行t1图生成，只要使tr1为对脑实质部最佳的条件、即，使tr1与脑实质部的t1大致一致，则snr与实测flair图像相比更大，但如果通过ir法进行t1图生成，则可得到t1图的snr进一步提高到se法的2倍的效果。

(第4实施方式的变形例)

此外，flair法中，b值以外全部相同，使用利用至少2个阶段的不同的b值收集到的flair－dwi图像，能够生成与收集时不同的b值的新的cdwi图像。公知的cdwi技术中暗中限定为se法，没有设想与flair法的组合，因此作为2点法的flair-cdwi来提出。2点法的flair－cdwi中te不能短，但csf信号接近于零，因此为了由csf等引起的t2shine-through效果的抑制，与必须增大b值的se-cdwi相比能够减小b值的可能性大。

将上述内容概括如下，第4实施方式及其变形例的磁共振成像装置在伴随ir脉冲的摄像法中，关于n种(n为1以上的自然数)参数，通过使所述参数的值不同的设定，收集(n+1)以上的扩散加权图像，基于在所述(n+1)以上的扩散加权图像之间使值不同而设定的参数的值与收集到的所述扩散加权图像的信号值之间的关系，对于该参数，生成任意的值的计算扩散加权图像。

图16是表示上述的第1至第4实施方式中扩散加权图像的收集时的参数的设定画面的一例的图。例如，在第2实施方式中，收集第1至第4这四个扩散加权图像(im1、im2、im3、im4)，作为收集时的参数而需要设置b值、te、tr。此外，例如，在第4实施方式中，收集第1至第3扩散加权图像和第5扩散加权图像这四个扩散加权图像(im1、im2、im3、im5)，在第5扩散加权图像的收集时，除了b值、te、tr以外，还需要设定ti。

将这些参数的推荐值预先存储到存储电路41，并将其推荐值显示在显示画面上。通过显示推荐值，可减轻用户的操作负担。在用户想要变更推荐值的情况下，例如点击位于数值窗的旁边的按钮(图16中，用黑三角例示)并从下拉菜单进行选择即可。或者，也可以从键盘直接输入期望的数值。如果各参数的设定结束，则点击画面右下方的“确定”按钮来确定所设定的数值。

(第5实施方式)

图17是表示第5实施方式的图像处理装置600的结构例的图。前面说明的第1至第4实施方式是磁共振成像装置1的形态，各实施方式具备用于收集扩散加权图像的磁铁架台100、诊察台200、控制柜300等的图像收集用的结构。

相对于此，第5实施方式的图像处理装置600不具备这些图像收集用的结构。图像处理装置600例如构成为工作台那样的计算机。

图像处理装置600具备处理电路640、存储电路641、输入设备642、显示器643以及输入电路644。处理电路640、存储电路641、输入设备642以及显示器643实质上与第1实施方式中说明的处理电路40、存储电路41、输入设备42、显示器43相同，省略说明。此外，通过处理电路640实现的功能也除了摄像条件设定功能401、扩散加权图像生成功能403以外，与通过处理电路40实现的功能相同。输入电路644输入通过与图像处理装置600为分体的磁共振成像装置拍摄的扩散加权图像。

在将扩散加权图像经由lan、因特网等通信线路来输入的情况下，输入电路644构成为适合于对应的通信规格的通信接口。此外，在将扩散加权图像经由光盘等记录介质输入的情况下，存储电路644构成为记录介质的读取装置。

从输入电路644输入的扩散加权图像为例如与上述的第1扩散加权图像im1、第2扩散加权图像im2、第3扩散加权图像im3、第4扩散加权图像im4、第5扩散加权图像im5对应的扩散加权图像。但是，如上所述，在第4实施方式中说明的那样，对通过ir法拍摄的第5扩散加权图像im5，使用第3扩散加权图像im3进行相位修正，因此需要至少第5扩散加权图像im5和第3扩散加权图像im3是相位成分得以保持的复图像。

所输入的各个扩散加权图像的数据除了图像自身以外，作为收集到该图像时的摄像条件，将b值、tr、te、ti等参数值作为附带信息来包含。

处理电路644基于所输入的扩散加权图像及其附带信息，进行与上述的各实施方式对应的处理，生成计算扩散加权图像(cdwi)。例如，进行图3的步骤st103～步骤st105的处理、图11的步骤st204～步骤st207的处理、图13的步骤st204～步骤st303的处理，生成计算扩散加权图像(cdwi)。

计算扩散加权图像能够针对任意的b值、任意的te、任意的tr、任意的ti，通过计算来求出，但需要在计算之前由用户设定这些参数的任意的值。

图18是表示计算扩散加权图像(cdwi)生成时的参数设定画面的一例的图。如图18例示的那样，与各参数、例如计算用的b值(即bc)、计算用的te(即tec)、计算用的tr(即trc)、计算用的ti(即tic)对应地显示各个滑杆。用户通过使位于各滑杆之中的滑块(用白色纵向楕圆例示)移动，能够设定任意的参数值。图18始终是一例，例如也可以是从键盘直接输入数值的方法。

以下，补充第1至第4实施方式中的各扩散加权图像的收集。

上述的说明中，对于一个参数的集合设定一个脉冲序列，收集一个扩散加权图像。例如，在图11的例中，在步骤st200中，对于第一个参数集(b＝b1、te＝te2、tr＝tr2)，执行第1脉冲序列，收集第1扩散加权图像im1。然后，对于第二个参数集(b＝b2、te＝te2、tr＝tr2)，执行第2脉冲序列，收集第2扩散加权图像im2。

但是，不限定于这样的收集方法。例如，通过一个脉冲序列，改变多个参数值的同时收集数据，接着通过其他脉冲序列，同样改变多个参数值来收集数据。并且，也可以根据收集到的数据，生成与各参数值对应的扩散加权图像。

例如，对于在k空间上进行区段化而得到的第1区域，执行与两个不同的b值(b1、b2)对应的第1脉冲序列。然后，对于在k空间上进行区段化而得到的第2区域(第1区域的剩余区域)，执行与上述两个不同的b值(b1、b2)对应的第2脉冲序列。并且，从通过第1、第2脉冲序列收集到的两个数据集，生成第1扩散加权图像im1和第2扩散加权图像im2。

总之，可生成与相互不同的三个以上的参数集对应的三个以上的扩散加权图像即可，并没有特别限定用于收集三个以上的扩散加权图像的脉冲序列的数量、顺序。

此外，在上述说明中，关于b值的方向(即，mpg脉冲的施加方向)，没有特别限定。例如，也可以收集在x方向、y方向、z方向中的某一个方向上施加mpg脉冲而得到的扩散加权图像，并生成与该方向对应的计算扩散加权图像(cdwi)，也可以收集在x方向、y方向、z方向之中的任意2个方向或全部3个方向上施加mpg脉冲而得到的扩散加权图像，并生成与那些方向对应的计算扩散加权图像(cdwi)。

或者，也可以收集在x方向、y方向、z方向之中的任意2个方向或全部3个方向上施加mpg脉冲而得到的扩散加权图像，并将得到的两个或三个扩散加权图像进行合成而生成一个扩散加权图像。然后，从合成后的一个扩散加权图像，生成一个计算扩散加权图像(cdwi)。

根据上述的至少一个实施方式的磁共振成像装置，能够从收集到的扩散加权图像，通过计算求出与在收集时使用的摄像参数值不同的参数值所对应的扩散加权图像。

另外，说明上述的各实施方式中的记载与技术方案的记载的对应。实施方式的收集功能500是技术方案的收集部的一例。实施方式的计算图像生成功能408是技术方案的生成部的一例。

此外，实施方式中的重复时间tr、有效回波时间te、b值、以及反转时间ti是技术方案的参数的一例。

对本发明的几个实施方式进行了说明，但这些实施方式是作为例来提示的，并没有要限定发明的范围。这些实施方式能够以其他多种形态实施，在不脱离发明的主旨的范围内能够进行各种省略、置换、变更。这些实施方式及其变形包含于发明的范围及主旨，并且包含于权利要求书所记载的发明及其等效的范围中。

附图标记说明

1磁共振成像装置

40、640处理电路

41、641存储电路

42、642输入设备

43、643显示器

400控制台

401摄像条件设定功能

402参数存储功能

403扩散加权图像生成功能

404扩散加权图像计算功能

405adc图生成功能

406t2图生成功能

407t1图生成功能

408计算图像生成功能

500收集功能

644输入电路