JP2020010972A - Magnetic resonance imaging apparatus and blood vessel separation display apparatus - Google Patents

Magnetic resonance imaging apparatus and blood vessel separation display apparatus Download PDF

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Abstract

To provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of distinguishing a plurality of blood vessels that supply blood to an imaging region.SOLUTION: A magnetic resonance imaging apparatus includes: a setting unit for setting a first sequence for applying a labelling pulse (A) to an inflow blood vessel α for supplying blood to an imaging region, and collecting a first magnetic resonance signal a predetermined delay time after the application of the labelling pulse (A), and a second sequence for applying a labelling pulse (B) to an inflow blood vessel β different from the inflow blood vessel α, and collecting a second magnetic resonance signal from the imaging region; a generation unit for generating a first image and a second image from the first and second magnetic resonance signals collected by the application of the first and second pulse sequences respectively; and a processing unit for dividing a plurality of blood vessels in the imaging region into a first blood vessel derived from the inflow blood vessel α and a second blood vessel derived from the inflow blood vessel β by a difference between the first image and the second image.SELECTED DRAWING: Figure 5

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置及び血管分離表示装置に関する。   Embodiments of the present invention relate to a magnetic resonance imaging apparatus and a blood vessel separation and display apparatus.

磁気共鳴イメージング装置は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波(RF:Radio Frequency)信号で励起し、励起に伴って被検体から発生する磁気共鳴信号(MR(Magnetic Resonance)信号)を再構成して画像を生成する撮像装置である。   The magnetic resonance imaging apparatus excites a nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field with a radio frequency (RF) signal having a Larmor frequency, and generates a magnetic resonance signal (MR (Magnetic) generated from the subject with the excitation. Resonance) signal to generate an image.

磁気共鳴イメージングの分野において、ASL(Arterial Spin Labeling)法と呼ばれる撮像法がある。ASL法は、血管内血液や脳脊髄液(CSF:Cerebrospinal fluid)等の流体の縦磁化をラベリングパルスで標識した後、所定の待ち時間後に励起パルスを伴う撮像シーケンスを印加して、MR信号を収集する撮像法である。ASL法によって、標識された流体の所定の待ち時間後の位置が正しく描出された画像を生成することができる。また、待ち時間を異ならせた複数の撮像を行うことにより、標識された流体の位置の変化、即ち、標識された流体の動きを正しく追跡することもできる。   In the field of magnetic resonance imaging, there is an imaging method called ASL (Arterial Spin Labeling) method. In the ASL method, after labeling the longitudinal magnetization of a fluid such as intravascular blood or cerebrospinal fluid (CSF) with a labeling pulse, an imaging sequence accompanied by an excitation pulse is applied after a predetermined waiting time, and an MR signal is applied. This is the imaging method to collect. The ASL method can generate an image in which the position of the labeled fluid after a predetermined waiting time is correctly depicted. Further, by performing a plurality of images with different waiting times, it is possible to correctly track the change in the position of the labeled fluid, that is, the movement of the labeled fluid.

従来のASL法では、例えば、撮像領域を頭部に設定して頭部の血管を撮像する場合には、頭部血管の上流側となる頸部を横断するスラブにラベリングパルスを印加していた。頭部には複数の血管から血液が流入しているが、従来のASL法では、複数の流入血管の全てが同時にラベリングされるため、撮像領域に流入する血液がどの血管から流入しているのかを区別することができなかった。   In the conventional ASL method, for example, when an imaging region is set on the head and a blood vessel of the head is imaged, a labeling pulse is applied to a slab crossing the neck, which is an upstream side of the head blood vessel. . Although blood flows into the head from a plurality of blood vessels, in the conventional ASL method, all of the plurality of flowing blood vessels are simultaneously labeled, so from which blood vessel the blood flowing into the imaging region flows. Could not be distinguished.

米国特許第6564080号明細書US Pat. No. 6,564,080

Markus Oelhafen et.al, “Calibration of Echo-Planar 2D-Selective RF Excitation Pulses”, Mag. Res. In Medicine 52:1136-1145 (2004).Markus Oelhafen et.al, “Calibration of Echo-Planar 2D-Selective RF Excitation Pulses”, Mag. Res. In Medicine 52: 1136-1145 (2004).

本発明が解決しようとする課題は、複数の流入血管から撮像領域に血液が流入する状況において、撮像領域内の血液がどの流入血管から流入しているのかを簡便に区別できるようにすることである。   The problem to be solved by the present invention is to make it possible to easily distinguish from which inflow blood vessel the blood in the imaging area flows in a situation where blood flows into the imaging area from a plurality of inflow blood vessels. is there.

一実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、設定部と、生成部と、処理部とを備える。設定部は、撮像領域に血液を供給する第1の流入血管に対して、第1のラベリングパルスを局所的に印加し、前記第1のラベリングパルスの印加から所定の遅延時間後、前記撮像領域から第1の磁気共鳴信号を収集する第1のパルスシーケンスと、前記撮像領域に血液を供給する、前記第1の流入血管とは異なる第2の流入血管に対して、第2のラベリングパルスを局所的に印加し、その後、前記撮像領域からの第2の磁気共鳴信号を収集するための第2のパルスシーケンスと、を設定する。生成部は、前記第1及び第2のパルスシーケンスの印加によって収集された前記第1及び第2の磁気共鳴信号から、第1の画像及び第2の画像を夫々生成する。処理部は、前記第1の画像と前記第2の画像との差分によって、前記撮像領域内の複数の血管を、前記第1の流入血管に由来する第1血管と、前記第2の流入血管に由来する第2血管とに区別する。   The magnetic resonance imaging apparatus according to one embodiment includes a setting unit, a generation unit, and a processing unit. The setting unit locally applies a first labeling pulse to a first inflow blood vessel that supplies blood to the imaging region, and after a predetermined delay time from the application of the first labeling pulse, sets the imaging region. A first pulse sequence for collecting a first magnetic resonance signal from a first inflow vessel, and a second labeling pulse for a second inflow vessel different from the first inflow vessel for supplying blood to the imaging region. And a second pulse sequence for collecting a second magnetic resonance signal from the imaging region. The generation unit generates a first image and a second image from the first and second magnetic resonance signals collected by applying the first and second pulse sequences, respectively. The processing unit determines a plurality of blood vessels in the imaging region from a first blood vessel derived from the first inflow blood vessel and a second inflow blood vessel, based on a difference between the first image and the second image. From the second blood vessel derived from

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の全体構成例を示す構成図。1 is a configuration diagram illustrating an example of the entire configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment. 従来のASL法の概略説明図。FIG. 2 is a schematic explanatory view of a conventional ASL method. 実施形態の磁気共鳴イメージング装置における処理回路の機能ブロック図。FIG. 2 is a functional block diagram of a processing circuit in the magnetic resonance imaging apparatus of the embodiment. 第1の実施形態の磁気共鳴イメージング装置の処理例を示すフローチャート。5 is a flowchart illustrating a processing example of the magnetic resonance imaging apparatus according to the first embodiment. 第1の実施形態で設定するパルスシーケンスを例示する図。FIG. 3 is a diagram illustrating a pulse sequence set in the first embodiment. パルスシーケンス内のデータ収集用のシーケンスの一例を示す図。The figure which shows an example of the sequence for data collection in a pulse sequence. パルスシーケンス(A)、(B)の実行によって収集されるデータにおける縦磁化の時間的変化を示す図。The figure which shows the time change of the longitudinal magnetization in the data collected by execution of pulse sequence (A), (B). 第1の実施形態の動作フローの概念説明図。FIG. 3 is a conceptual explanatory diagram of an operation flow according to the first embodiment. 第1の実施形態で生成される差分画像の一例を示す図。FIG. 4 is a diagram illustrating an example of a difference image generated in the first embodiment. 第1の実施形態におけるMIP処理及びminIP処理の概念説明図。FIG. 3 is a conceptual explanatory diagram of a MIP process and a minIP process in the first embodiment. 第1の実施形態の第1変形例を説明する第1の図。FIG. 3 is a first diagram illustrating a first modification of the first embodiment. 第1の実施形態の第1変形例を説明する第2の図。FIG. 2 is a second diagram illustrating a first modification of the first embodiment. 第1の実施形態の第2変形例のパルスシーケンスを例示する図。FIG. 6 is a diagram illustrating a pulse sequence according to a second modification of the first embodiment. 第1の実施形態の第3変形例のパルスシーケンスを例示する図。FIG. 9 is a diagram illustrating a pulse sequence according to a third modification of the first embodiment. 第1の実施形態の第4変形例のパルスシーケンスを例示する図。FIG. 9 is a diagram illustrating a pulse sequence according to a fourth modification of the first embodiment. 第3の実施形態のパルスシーケンスを例示する図。FIG. 9 is a diagram illustrating a pulse sequence according to the third embodiment. 第3の実施形態の動作フローの概念説明図。FIG. 13 is a conceptual explanatory diagram of an operation flow according to the third embodiment. 複数の流入血管が撮像領域に流入する状況をモデル化した図。The figure which modeled the situation where several inflow blood vessels flow into an imaging area. 実施形態の血管分離表示装置の構成例を示すブロック図。FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration example of a blood vessel separation display device according to an embodiment.

以下、本発明の実施形態を添付図面に基づいて説明する。
(第1の実施形態)
図1は、第1の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置1の全体構成を示すブロック図である。実施形態の磁気共鳴イメージング装置1は、磁石架台100、制御キャビネット300、コンソール400、寝台500等を備えて構成される。
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.
(First embodiment)
FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the first embodiment. The magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the embodiment includes a magnet gantry 100, a control cabinet 300, a console 400, a bed 500, and the like.

磁石架台100は、静磁場磁石10、傾斜磁場コイル11、WB(Whole Body)コイル12等を有しており、これらの構成品は円筒状の筐体に収納されている。寝台500は、寝台本体50と天板51を有している。また、磁気共鳴イメージング装置1は、被検体に近接して配設されるアレイコイル20を有している。   The magnet mount 100 has a static magnetic field magnet 10, a gradient magnetic field coil 11, a WB (Whole Body) coil 12, and the like, and these components are housed in a cylindrical housing. The bed 500 has a bed main body 50 and a top plate 51. Further, the magnetic resonance imaging apparatus 1 has an array coil 20 disposed close to the subject.

制御キャビネット300は、傾斜磁場電源31(X軸用31x、Y軸用31y、Z軸用31z)、RF受信器32、RF送信器33、及びシーケンスコントローラ34を備えている。   The control cabinet 300 includes a gradient magnetic field power supply 31 (31x for the X axis, 31y for the Y axis, 31z for the Z axis), an RF receiver 32, an RF transmitter 33, and a sequence controller 34.

磁石架台100の静磁場磁石10は、概略円筒形状をなしており、被検体(例えば患者)の撮像領域であるボア(静磁場磁石10の円筒内部の空間)内に静磁場を発生させる。静磁場磁石10は超電導コイルを内蔵し、液体ヘリウムによって超電導コイルが極低温に冷却されている。静磁場磁石10は、励磁モードにおいて静磁場用電源(図示せず)から供給される電流を超電導コイルに印加することで静磁場を発生し、その後、永久電流モードに移行すると、静磁場用電源は切り離される。一旦永久電流モードに移行すると、静磁場磁石10は長時間、例えば1年以上に亘って、大きな静磁場を発生し続ける。なお、静磁場磁石10を永久磁石として構成しても良い。   The static magnetic field magnet 10 of the magnet mount 100 has a substantially cylindrical shape, and generates a static magnetic field in a bore (space inside the cylinder of the static magnetic field magnet 10) which is an imaging region of a subject (for example, a patient). The static magnetic field magnet 10 has a built-in superconducting coil, and the superconducting coil is cooled to extremely low temperature by liquid helium. In the excitation mode, the static magnetic field magnet 10 generates a static magnetic field by applying a current supplied from a static magnetic field power supply (not shown) to the superconducting coil. Is cut off. Once in the permanent current mode, the static magnetic field magnet 10 continues to generate a large static magnetic field for a long time, for example, over one year. The static magnetic field magnet 10 may be configured as a permanent magnet.

傾斜磁場コイル11も概略円筒形状をなし、静磁場磁石10の内側に固定されている。この傾斜磁場コイル11は、傾斜磁場電源(31x、31y、31z)から供給される電流によりX軸,Y軸,Z軸の方向に傾斜磁場を被検体に印加する。   The gradient magnetic field coil 11 also has a substantially cylindrical shape, and is fixed inside the static magnetic field magnet 10. The gradient magnetic field coil 11 applies a gradient magnetic field to the subject in the X-axis, Y-axis, and Z-axis directions by a current supplied from a gradient magnetic field power supply (31x, 31y, 31z).

寝台500の寝台本体50は天板51を上下方向に移動可能であり、撮像前に天板51に載った被検体を所定の高さまで移動させる。その後、撮影時には天板51を水平方向に移動させて被検体をボア内に移動させる。   The bed main body 50 of the bed 500 can move the top board 51 in the vertical direction, and moves the subject placed on the top board 51 to a predetermined height before imaging. Thereafter, at the time of imaging, the subject is moved into the bore by moving the top board 51 in the horizontal direction.

WBコイル12は、傾斜磁場コイル11の内側に被検体を取り囲むように概略円筒形状に固定されている。WBコイル12は、RF送信器33から伝送されるRFパルスを被検体に向けて送信する一方、水素原子核の励起によって被検体から放出される磁気共鳴信号を受信する。   The WB coil 12 is fixed in a substantially cylindrical shape inside the gradient magnetic field coil 11 so as to surround the subject. The WB coil 12 transmits an RF pulse transmitted from the RF transmitter 33 toward the subject, and receives a magnetic resonance signal emitted from the subject due to excitation of hydrogen nuclei.

アレイコイル20はRFコイルであり、被検体から放出される磁気共鳴信号を被検体に近い位置で受信する。アレイコイル20は、例えば、複数の要素コイルから構成される。アレイコイル20は、被検体の撮像部位に応じて、頭部用、胸部用、脊椎用、下肢用、或いは全身用など種々のタイプがあるが、図1では胸部用のアレイコイル20を例示している。   The array coil 20 is an RF coil and receives a magnetic resonance signal emitted from the subject at a position near the subject. The array coil 20 is composed of, for example, a plurality of element coils. There are various types of array coils 20 for the head, chest, spine, lower limbs, and whole body, depending on the imaging region of the subject. FIG. 1 illustrates the array coil 20 for the chest. ing.

RF送信器33は、シーケンスコントローラ34からの指示に基づいて、WBコイル12にRFパルスを送信する。一方、RF受信器32は、WBコイル12やアレイコイル20によって受信された磁気共鳴信号を検出し、検出した磁気共鳴信号をデジタル化して得られる生データをシーケンスコントローラ34に送る。   The RF transmitter 33 transmits an RF pulse to the WB coil 12 based on an instruction from the sequence controller 34. On the other hand, the RF receiver 32 detects a magnetic resonance signal received by the WB coil 12 or the array coil 20, and sends raw data obtained by digitizing the detected magnetic resonance signal to the sequence controller.

シーケンスコントローラ34は、コンソール400による制御のもと、傾斜磁場電源31、RF送信器33およびRF受信器32をそれぞれ駆動することによって被検体のスキャンを行う。そして、シーケンスコントローラ34は、スキャンを行ってRF受信器32から生データを受信すると、その生データをコンソール400に送る。   The sequence controller 34 scans the subject under the control of the console 400 by driving the gradient magnetic field power supply 31, the RF transmitter 33, and the RF receiver 32, respectively. Then, when the sequence controller 34 performs scanning and receives raw data from the RF receiver 32, the sequence controller 34 sends the raw data to the console 400.

シーケンスコントローラ34は、処理回路(図示を省略)を具備している。この処理回路は、例えば所定のプログラムを実行するプロセッサや、FPGA(Field Programmable Gate Array)、ASIC(Application Specific Integrated Circuit)等のハードウェアで構成される。   The sequence controller 34 includes a processing circuit (not shown). This processing circuit is configured by, for example, a processor that executes a predetermined program, or hardware such as an FPGA (Field Programmable Gate Array) and an ASIC (Application Specific Integrated Circuit).

コンソール400は、処理回路40、記憶回路41、ディスプレイ42、及び入力デバイス43を有するコンピュータとして構成されている。   The console 400 is configured as a computer having a processing circuit 40, a storage circuit 41, a display 42, and an input device 43.

記憶回路41は、ROM(Read Only Memory)やRAM(Random Access Memory)の他、HDD(Hard Disk Drive)や光ディスク装置等の外部記憶装置を含む記憶媒体である。記憶回路41は、各種の情報やデータを記憶する他、処理回路40が具備するプロセッサが実行する各種のプログラムを記憶する。   The storage circuit 41 is a storage medium including an external storage device such as a hard disk drive (HDD) and an optical disk device in addition to a read only memory (ROM) and a random access memory (RAM). The storage circuit 41 stores various information and data, and also stores various programs executed by a processor included in the processing circuit 40.

ディスプレイ42は、液晶ディスプレイパネル、プラズマディスプレイパネル、有機ELパネル等の表示デバイスである。入力デバイス43は、例えば、マウス、キーボード、トラックボール、タッチパネル等であり、各種の情報やデータを操作者が入力するための種々のデバイスを含む。   The display 42 is a display device such as a liquid crystal display panel, a plasma display panel, and an organic EL panel. The input device 43 is, for example, a mouse, a keyboard, a trackball, a touch panel, or the like, and includes various devices for an operator to input various information and data.

処理回路40は、例えば、CPUや、専用又は汎用のプロセッサを備える回路である。プロセッサは、記憶回路41に記憶した各種のプログラムを実行することによって、後述する各種の機能を実現する。処理回路40は、FPGA(field programmable gate array)やASIC(application specific integrated circuit)等のハードウェアで構成してもよい。これらのハードウェアによっても後述する各種の機能を実現することができる。また、処理回路40は、プロセッサとプログラムによるソフトウェア処理と、ハードウェア処理とを組み合わせて、各種の機能を実現することもできる。   The processing circuit 40 is a circuit including, for example, a CPU and a dedicated or general-purpose processor. The processor realizes various functions to be described later by executing various programs stored in the storage circuit 41. The processing circuit 40 may be configured by hardware such as an FPGA (field programmable gate array) or an ASIC (application specific integrated circuit). Various functions described later can also be realized by these hardware. Further, the processing circuit 40 can also realize various functions by combining software processing with a processor and a program and hardware processing.

これらの各構成品によって、コンソール400は、磁気共鳴イメージング装置1全体を制御する。具体的には、検査技師等の操作者による、マウスやキーボード等(入力デバイス42)の操作によって撮像条件その他の各種情報や指示を受け付ける。そして、処理回路40は、入力された撮像条件に基づいてシーケンスコントローラ34にスキャンを実行させる一方、シーケンスコントローラ34から送信された生データに基づいて画像を再構成する。再構成された画像はディスプレイ43に表示され、或いは記憶回路41に保存される。   With these components, the console 400 controls the entire magnetic resonance imaging apparatus 1. Specifically, an imaging condition and other various information and instructions are received by an operator such as a laboratory technician operating the mouse, keyboard, or the like (input device 42). Then, the processing circuit 40 causes the sequence controller 34 to execute scanning based on the input imaging conditions, and reconstructs an image based on the raw data transmitted from the sequence controller 34. The reconstructed image is displayed on the display 43 or stored in the storage circuit 41.

さらに、実施形態の磁気共鳴イメージング装置1では、後述する所定のパルスシーケンスによるスキャンの実行によって得られる撮像領域内のMR信号から画像を再構成し、この画像から、撮像領域に流入する血液がどの血管から流入しているのかを区別するための処理を行う。   Further, in the magnetic resonance imaging apparatus 1 of the embodiment, an image is reconstructed from an MR signal in an imaging region obtained by executing a scan according to a predetermined pulse sequence described later, and from this image, the blood flowing into the imaging region is determined. Processing for discriminating whether the blood is flowing from a blood vessel is performed.

本実施形態の磁気共鳴イメージング装置1の動作について説明する前に、従来から行われているASL法について、図2を用いて概略説明しておく。従来のASL法では、ラベリングパルスを有するパルスシーケンス(L)と、コントロールパルスを有するパルスシーケンス(C)の2つのパルスシーケンスがペアとして用いられるのが一般的である。   Before describing the operation of the magnetic resonance imaging apparatus 1 of the present embodiment, a conventional ASL method will be schematically described with reference to FIG. In the conventional ASL method, two pulse sequences of a pulse sequence (L) having a labeling pulse and a pulse sequence (C) having a control pulse are generally used as a pair.

図2(a)は、従来のASL法におけるラベリングパルスとコントロールパルスの夫々の印加領域と、撮像領域との関係を模式的に示す図である。撮像領域としては、例えば頭部が設定され、脳血管が撮像対象となる。頭部には、右内頸動脈、左内頸動脈、右椎骨動脈、左椎骨動脈等の複数の動脈から血液が流入している。以下、これらの動脈を流入血管と呼ぶものとする。図2(a)では、複数の流入血管のうち、2つの流入血管α、流入血管βのみを例示している。   FIG. 2A is a diagram schematically showing a relationship between an application region of a labeling pulse and a control pulse in a conventional ASL method and an imaging region. As the imaging region, for example, a head is set, and a cerebral blood vessel is an imaging target. Blood flows into the head from a plurality of arteries such as a right internal carotid artery, a left internal carotid artery, a right vertebral artery, and a left vertebral artery. Hereinafter, these arteries will be referred to as inflow vessels. FIG. 2A illustrates only two inflow vessels α and β among a plurality of inflow vessels.

ラベリングパルスの印加領域は、図2(a)に示すように、通常、撮像領域に流入する血管の上流側に設定される。また、従来のラベリングパルスの印加領域は、所定の厚みと、厚み方向の中心位置とによって規定されるスラブ(平板)として設定される。したがって、撮像領域が頭部の場合、例えば、頸部のアキシャル断面に概略平行な、頸部全体を横断するスラブが撮像領域として設定される。   As shown in FIG. 2A, the application region of the labeling pulse is usually set on the upstream side of the blood vessel flowing into the imaging region. The conventional labeling pulse application region is set as a slab (flat plate) defined by a predetermined thickness and a center position in the thickness direction. Therefore, when the imaging region is the head, for example, a slab that is substantially parallel to the axial section of the neck and crosses the entire neck is set as the imaging region.

一方、コントロールパルスの印加領域は、撮像領域を外れた領域、例えば、頭部のさらに上方の位置に、例えば、ラベリングパルスの印加領域のスラブと同じ厚みを有するスラブとして設定される。   On the other hand, the control pulse application region is set as a slab having the same thickness as the slab of the labeling pulse application region, for example, in a region outside the imaging region, for example, at a position further above the head.

図2(b)は、従来のASL法で用いられる2つのパルスシーケンス(L)とパルスシーケンス(C)のペアを例示する図である。ラベリングパルスとコントロールパルスは、所定のフリップ角を有するRFパルスである。ラベリングパルスとコントロールパルスは、印加領域が図2(a)に示すように異なるものの、フリップ角は実質的に同じ値に設定される。   FIG. 2B is a diagram illustrating a pair of two pulse sequences (L) and (C) used in the conventional ASL method. The labeling pulse and the control pulse are RF pulses having a predetermined flip angle. Although the labeling pulse and the control pulse have different application areas as shown in FIG. 2A, the flip angles are set to substantially the same value.

ラベリングパルス又はコントロールパルスの印加時刻から所定の遅延時間PLD(Post Labeling Delay)後に、夫々のパルスシーケンスにおいて、データ収集用のパルスシーケンスが印加される。そして、パルスシーケンス(L)によって収集されたデータを再構成してラベリング画像を生成し、パルスシーケンス(C)によって収集されたデータを再構成してコントロール画像を生成する。   A pulse sequence for data collection is applied in each pulse sequence after a predetermined delay time PLD (Post Labeling Delay) from the application time of the labeling pulse or the control pulse. Then, the data acquired by the pulse sequence (L) is reconstructed to generate a labeling image, and the data acquired by the pulse sequence (C) is reconstructed to generate a control image.

その後、図2(c)に示すように、コントロール画像とラベリング画像とを差分して、血管画像を生成する。差分処理によって、撮像領域内の背景がキャンセルされてゼロに近い値にまで低減されるため、背景に対して大きなコントラストをもつ血管画像を生成することが可能となる。   Thereafter, as shown in FIG. 2C, the control image and the labeling image are subtracted to generate a blood vessel image. By the difference processing, the background in the imaging region is canceled and reduced to a value close to zero, so that a blood vessel image having a large contrast with the background can be generated.

しかしながら、従来のASL法で生成した血管画像では、撮像領域に複数の流入血管から血液が流入する場合、撮像領域内の血液がどの流入血管から流入しているのかを区別することができない。言い換えると、撮像領域内の血管と、各流入血管との関連付けができない。   However, in the blood vessel image generated by the conventional ASL method, when blood flows from a plurality of inflow vessels into the imaging region, it is not possible to distinguish from which inflow blood the blood in the imaging region flows. In other words, it is not possible to associate a blood vessel in the imaging region with each inflowing blood vessel.

本実施形態の磁気共鳴イメージング装置1は、このような問題に対処するものであり、以下、磁気共鳴イメージング装置1の構成及び動作について、より具体的に説明する。   The magnetic resonance imaging apparatus 1 of the present embodiment addresses such a problem. Hereinafter, the configuration and operation of the magnetic resonance imaging apparatus 1 will be described more specifically.

図3は、磁気共鳴イメージング装置1のうち、特に処理回路40の機能ブロック図を示す。図3に示すように、磁気共鳴イメージング装置1の処理回路40は、撮像条件設定機能401、第1画像生成機能402、第2画像生成機能403、及び、画像処理機能410の各機能を実現する。ここで、画像処理機能410は、差分処理機能411、MIP処理機能412、minIP処理機能413、及び、フュージョン画像生成機能414によって構成されている。上述したように、これらの各機能は、例えば、処理回路40が具備するプロセッサが所定のプログラムを実行することによって実現される。   FIG. 3 shows a functional block diagram of the processing circuit 40 of the magnetic resonance imaging apparatus 1. As shown in FIG. 3, the processing circuit 40 of the magnetic resonance imaging apparatus 1 realizes each of an imaging condition setting function 401, a first image generation function 402, a second image generation function 403, and an image processing function 410. . Here, the image processing function 410 includes a difference processing function 411, a MIP processing function 412, a minIP processing function 413, and a fusion image generation function 414. As described above, each of these functions is realized, for example, by the processor of the processing circuit 40 executing a predetermined program.

なお、図1に示す磁気共鳴イメージング装置1の構成のうち、コンソール40以外の構成品(制御キャビネット300、磁石架台100及び寝台500)で、収集部600を構成している。   In addition, in the configuration of the magnetic resonance imaging apparatus 1 shown in FIG. 1, components other than the console 40 (the control cabinet 300, the magnet mount 100, and the bed 500) constitute the collection unit 600.

上記各構成のうち、撮像条件設定機能401は、撮像で使用するパルスシーケンスの種類や、パルスシーケンス内の各種のパラメータ等の撮像条件をシーケンスコントローラ34に設定する。これらの撮像条件は、例えば、入力デバイス42を介して操作者によって入力される。或いは、既に記憶されている撮像条件に対して、入力デバイス42を介した操作によって、操作者が変更することもできる。   Among the above components, the imaging condition setting function 401 sets the imaging conditions such as the type of pulse sequence used in imaging and various parameters in the pulse sequence in the sequence controller 34. These imaging conditions are input by the operator via the input device 42, for example. Alternatively, the operator can change the already stored imaging conditions by operating the input device 42.

図4は、第1の実施形態の磁気共鳴イメージング装置1の処理例を示すフローチャートである。以下、このフローチャートと、図5乃至図10を用いて、第1の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置1の具体的な処理を順次説明していく。   FIG. 4 is a flowchart illustrating a processing example of the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the first embodiment. Hereinafter, specific processing of the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the first embodiment will be sequentially described with reference to this flowchart and FIGS. 5 to 10.

図4のステップST100で、第1の実施形態で使用する第1のパルスシーケンスと、第2のパルスシーケンスを設定する。ステップST100は、図3の撮像条件設定機能410が行う処理である。ステップST100では、第1のパルスシーケンスに含まれる第1のラベリングパルスの印加領域と、第2のパルスシーケンスに含まれる第2のラベリングパルスの印加領域の設定を含むものである。   In step ST100 of FIG. 4, a first pulse sequence and a second pulse sequence used in the first embodiment are set. Step ST100 is processing performed by the imaging condition setting function 410 in FIG. Step ST100 includes setting of the application area of the first labeling pulse included in the first pulse sequence and the application area of the second labeling pulse included in the second pulse sequence.

図5は、第1の実施形態で設定するパルスシーケンスを例示する図である。第1の実施形態では、撮像領域に血液を供給する第1の流入血管に対して、第1のラベリングパルスを局所的に印加し、第1のラベリングパルスの印加から所定の遅延時間後、撮像領域から第1の磁気共鳴信号を収集する第1のパルスシーケンスと、撮像領域に血液を供給する、第1の流入血管とは異なる第2の流入血管に対して、第2のラベリングパルスを局所的に印加し、その後、撮像領域からの第2の磁気共鳴信号を収集するための第2のパルスシーケンスと、を設定する。   FIG. 5 is a diagram illustrating a pulse sequence set in the first embodiment. In the first embodiment, a first labeling pulse is locally applied to a first inflow blood vessel that supplies blood to an imaging region, and imaging is performed after a predetermined delay time from the application of the first labeling pulse. A first pulse sequence for acquiring a first magnetic resonance signal from the region and a second labeling pulse for a second inflow vessel different from the first inflow vessel that supplies blood to the imaging area. And then a second pulse sequence for acquiring a second magnetic resonance signal from the imaging region.

図5(b)は、第1のパルスシーケンスであるパルスシーケンス(A)と、第2のパルスシーケンスであるパルスシーケンス(B)を例示している。   FIG. 5B illustrates a pulse sequence (A) as a first pulse sequence and a pulse sequence (B) as a second pulse sequence.

パルスシーケンス(A)は、第1のラベリングパルスであるラベリングパルス(A)と、ラベリングパルス(A)の印加時刻から所定の遅延時間PLD(Post Labeling Delay)後に印加されるデータ収集用のシーケンス(図5(b)において「データ(A)収集」で示すシーケンス)から構成されている。   The pulse sequence (A) includes a labeling pulse (A) as a first labeling pulse and a data collection sequence (Post Labeling Delay) applied after a predetermined delay time PLD (Post Labeling Delay) from the application time of the labeling pulse (A). 5 (b), the sequence is shown as “data (A) collection”.

同様に、パルスシーケンス(B)は、第2のラベリングパルスであるラベリングパルス(B)と、ラベリングパルス(B)の印加時刻から所定の遅延時間PLD後に印加されるデータ収集用のシーケンス(図5(b)において「データ(B)収集」で示すシーケンス)から構成されている。   Similarly, the pulse sequence (B) includes a labeling pulse (B) as a second labeling pulse and a sequence for data collection applied after a predetermined delay time PLD from the application time of the labeling pulse (B) (FIG. 5). (B), a sequence indicated by “data (B) collection”).

図5(a)は、ラベリングパルス(A)とラベリングパルス(B)の夫々の印加領域の一例を示す図である。図2(a)と同様に、撮像領域に複数の流入血管から血液が流入している状況を想定する。例えば、撮像領域として頭部を想定し、撮像対象として脳血管を想定した場合、頭部には、右内頸動脈、左内頸動脈、右椎骨動脈、左椎骨動脈等の複数の流入血管から血液が流入している。図5(a)に示す例では、これら複数の流入血管のうち、流入血管αと流入血管βの2つの流入血管を示している。流入血管αは、例えば右内頸動脈であり、流入血管βは、例えば左内頸動脈である。   FIG. 5A is a diagram showing an example of the respective application areas of the labeling pulse (A) and the labeling pulse (B). As in FIG. 2A, it is assumed that blood flows from a plurality of inflow vessels into the imaging region. For example, assuming a head as an imaging region and cerebral blood vessels as an imaging target, the head includes a plurality of inflow blood vessels such as a right internal carotid artery, a left internal carotid artery, a right vertebral artery, and a left vertebral artery. Blood is flowing. In the example shown in FIG. 5A, two inflow vessels, an inflow vessel α and an inflow vessel β, are shown among the plurality of inflow vessels. The inflow blood vessel α is, for example, a right internal carotid artery, and the inflow blood vessel β is, for example, a left internal carotid artery.

以下では、撮像領域に流入する血液が、流入血管αと流入血管βのどちらから流入しているかを区別する方法、即ち、2つの流入血管の識別方法を用いる第1の実施形態について説明するが、後述するように、識別可能な流入血管の数は容易に3以上に拡張可能である。   In the following, a first embodiment that uses a method for distinguishing from which of the inflow blood vessels α and the inflow blood vessels β the blood flowing into the imaging region flows, that is, a first embodiment that uses a method for identifying two inflow blood vessels will be described. As will be described below, the number of identifiable inflow vessels can easily be expanded to three or more.

図5(a)から明らかなように、第1の実施形態の磁気共鳴イメージング装置1(他の実施形態も同様)では、2つのラベリングパルスを、夫々別の流入血管にのみ印加するようにしている。例えば、ラベリングパルス(A)を流入血管αのみに局所的に印加し、ラベリングパルス(B)を流入血管βのみに局所的に印加するようにしている。   As is clear from FIG. 5A, in the magnetic resonance imaging apparatus 1 of the first embodiment (the same applies to other embodiments), two labeling pulses are applied only to different inflow vessels. I have. For example, the labeling pulse (A) is locally applied only to the inflow blood vessel α, and the labeling pulse (B) is locally applied only to the inflow blood vessel β.

ここで、「ラベリングパルスを特定の流入血管のみに局所的に印加する」という意味は、当該ラベリングパルスの印加により、当該特定の流入血管の血液の縦磁化のみを、あるフリップ角で倒して縦磁化成分の大きさを変化させ、当該特定の流入血管以外の流入血管の血液の縦磁化成分は、当該ラベリングパルスの印加によっても変化させない、という意味である。したがって、「ラベリングパルスを特定の流入血管のみに排他的に印加する」と言い換えることもできる。   Here, “locally applying a labeling pulse only to a specific inflow blood vessel” means that by applying the labeling pulse, only the longitudinal magnetization of the blood of the specific inflow blood vessel is defeated at a certain flip angle, and the longitudinal direction is reduced. This means that the magnitude of the magnetization component is changed, and the longitudinal magnetization component of the blood in the inflow blood vessel other than the specific inflow blood vessel is not changed by the application of the labeling pulse. Therefore, it can be paraphrased as "the labeling pulse is applied exclusively to a specific inflow blood vessel".

ラベリングパルスの「特定の流入血管への局所的な印加」について、従来のASL法(図2(a))と本実施形態(図5(a))とを比較しつつ、さらに説明する。   The “local application of a labeling pulse to a specific inflow blood vessel” will be further described by comparing the conventional ASL method (FIG. 2A) with the present embodiment (FIG. 5A).

従来のASL法におけるラベリングパルスの印加領域はスラブ(平板)形状の領域であり、図2(a)に示すように、スラブの厚み方向が被検体の頭足方向である場合、スラブの厚み方向の中心位置とスラブの厚みが、ラベリングパルス(RFパルス)の中心周波数と帯域、及び、スライス方向の傾斜磁場の大きさによって規定される。しかしながら、スラブの幅方向(例えば被検体の左右方向)や奥行方向(例えば被検体の背腹方向)に対しては、パルスシーケンスによって規定される空間領域としては何ら制約を受けず、スラブの幅方向や奥行方向の広い範囲に亘ってラベリングパルスが印加されることになる。言い換えると、従来のASL法によるラベリングパルスは、スラブの厚み方向のみが1次元的に選択された領域に対して印加されている。このため、従来のASL法では、頸部等を通る複数の流入血管の全てに対して、ラベリングパルスが同時に印加されることになる。   The application area of the labeling pulse in the conventional ASL method is a slab (flat) area, and as shown in FIG. 2A, when the thickness direction of the slab is the head-foot direction of the subject, Is determined by the center frequency and band of the labeling pulse (RF pulse) and the magnitude of the gradient magnetic field in the slice direction. However, in the width direction of the slab (for example, the lateral direction of the subject) and the depth direction (for example, the dorso-ventral direction of the subject), there is no restriction as to the spatial region defined by the pulse sequence, and the width of the slab is not changed. The labeling pulse is applied over a wide range in the direction and the depth direction. In other words, the labeling pulse according to the conventional ASL method is applied to a region where only the thickness direction of the slab is one-dimensionally selected. For this reason, in the conventional ASL method, a labeling pulse is simultaneously applied to all of a plurality of inflow blood vessels passing through the neck and the like.

これに対して、本実施形態では、図5(a)に示すように、スラブの厚み方向と幅方向が2次元的に選択された領域に対してラベリングパルスが印加される。つまり、本実施形態では、ラベリングパルスを、スラブの厚み方向と幅方向とで2次元的に規定した局所的な領域に印加するものとしている。この結果、本実施形態では、複数の流入血管からの血液が1つの撮像領域に流入する場合であっても、複数の流入血管の夫々を分離して、ラベリングパルスを印加することが可能となる。   On the other hand, in the present embodiment, as shown in FIG. 5A, a labeling pulse is applied to a region in which the thickness direction and the width direction of the slab are selected two-dimensionally. That is, in the present embodiment, the labeling pulse is applied to a local region defined two-dimensionally in the thickness direction and the width direction of the slab. As a result, in the present embodiment, even when blood from a plurality of inflow vessels flows into one imaging region, it is possible to separate each of the plurality of inflow vessels and apply a labeling pulse. .

ラベリングパルスを、スラブの厚み方向と幅方向とで2次元的に規定した局所的な領域に印加する手法は、例えば、非特許文献1等に開示されるように、ラベリングパルスを複数のサブパルスからなるRFパルスとして構成する等の公知技術を用いることにより実現できる。   A method of applying a labeling pulse to a local region defined two-dimensionally in a thickness direction and a width direction of a slab is disclosed in, for example, Non-Patent Document 1 and the like. It can be realized by using a known technique such as configuring as an RF pulse.

ラベリングパルス(A)及び(B)は、例えばフリップ角が180度で、各流入血管の血液の縦磁化を反転させる反転パルスとして構成してもよいが、フリップ角は必ずしも180°である必要はない。例えば、ラベリングパルス(A)及び(B)のフリップ角は、180°と90°の間でもよいし、90°でもよいし、90°より小さくてもよい。また、ラベリングパルス(A)のフリップ角と、ラベリングパルス(B)のフリップ角は、同じである必要はなく、互いに異なったフリップ角でもよい。   The labeling pulses (A) and (B) may have a flip angle of 180 degrees, for example, and may be configured as inversion pulses for inverting the longitudinal magnetization of blood in each inflowing blood vessel. However, the flip angle need not necessarily be 180 degrees. Absent. For example, the flip angles of the labeling pulses (A) and (B) may be between 180 ° and 90 °, may be 90 °, or may be less than 90 °. The flip angle of the labeling pulse (A) and the flip angle of the labeling pulse (B) need not be the same, and may be different from each other.

一方、ラベリングパルス(A)又は(B)の後に印加されるデータ収集用のシーケンスに関しても特に制約はない。データ収集用のシーケンスとして、例えば、SSFP(steady-state free precision)法等のGRE(Gradient Echo)系のパルスシーケンスを用いてもよいし、FASE(Fast Asymmetric Spin Echo)法等のSE(Spin Echo)系のパルスシーケンスを用いてもよい。或いは、GRE系又はSE系のEPI(Echo Planar Imaging )法や、DWI(Diffusion Weighted Imaging)を用いてもよい。   On the other hand, there is no particular limitation on the sequence for data collection applied after the labeling pulse (A) or (B). As a sequence for data collection, for example, a pulse sequence of a GRE (Gradient Echo) system such as a SSFP (steady-state free precision) method or an SE (Spin Echo) method such as a FASE (Fast Asymmetric Spin Echo) method may be used. ) -Based pulse sequence may be used. Alternatively, a GRE or SE EPI (Echo Planar Imaging) method or DWI (Diffusion Weighted Imaging) may be used.

図6は、パルスシーケンス(A)において、データ(A)を収集するためのデータ収集用のシーケンスの一例を示す図である。図6の下部には、1つの位相エンコード量に対応するGRE系のパルスシーケンスを例示している。データ収集用のシーケンスでは、位相エンコード量を、PE1、PE2、PE3のように更新しながらk空間データ(データ(A)のMR信号を収集していく。なお、図6に示すように、遅延時間PLDは、厳密には、ラベリングパルスの印加時刻から、位相エンコード量がゼロのk空間データ(ky=0)を収集する時刻までの期間として規定される。   FIG. 6 is a diagram showing an example of a data collection sequence for collecting data (A) in the pulse sequence (A). The lower part of FIG. 6 illustrates a GRE pulse sequence corresponding to one phase encoding amount. In the data collection sequence, the k-space data (data (A) MR signal is collected while updating the phase encoding amount as PE1, PE2, PE3. As shown in FIG. Strictly speaking, the time PLD is defined as a period from the time at which the labeling pulse is applied to the time at which k-space data (ky = 0) whose phase encoding amount is zero is collected.

1つのパルスシーケンスで、画像を形成するために必要となる位相エンコード量の全てが収集できない場合には、複数のパルスシーケンスを用いて、位相エンコード方向を分割した複数のセグメントによって、画像を形成するために必要なデータを収集してもよい。   If not all of the phase encoding amounts required to form an image can be collected by one pulse sequence, an image is formed by a plurality of segments obtained by dividing the phase encoding direction using a plurality of pulse sequences. May be collected.

図4のステップST100では、上述したパルスシーケンス(A)及び(B)が設定される。ステップST100の処理は、上述したラベリングパルス(A)及び(B)の印加領域の設定も含むものである。   In step ST100 of FIG. 4, the above-described pulse sequences (A) and (B) are set. The process of step ST100 includes setting the application area of the above-described labeling pulses (A) and (B).

次に、図4のステップST101では、上述したパルスシーケンス(A)、即ち、第1のパルスシーケンスを実行して、データ(A)、即ち、第1のMR信号を収集する。また、ステップST102では、上述したパルスシーケンス(B)、即ち、第2のパルスシーケンスを実行して、データ(B)、即ち、第2のMR信号を収集する。ステップST101、ステップST102の処理は、図2の収集部600が行う。   Next, in step ST101 of FIG. 4, the above-described pulse sequence (A), that is, the first pulse sequence is executed, and data (A), that is, a first MR signal is collected. In step ST102, the above-described pulse sequence (B), that is, the second pulse sequence is executed to collect data (B), that is, a second MR signal. The processing in step ST101 and step ST102 is performed by the collection unit 600 in FIG.

次のステップST103では、第1のMR信号を再構成して、第1の画像(絶対値画像)を生成する。同様に、ステップST104では、第2のMR信号を再構成して、第2の画像(絶対値画像)を生成する。ステップST103の処理は、図3の第1画像生成機能402が行う処理であり、テップST104の処理は、第2画像生成機能403が行う処理である。   In the next step ST103, the first MR signal is reconstructed to generate a first image (absolute value image). Similarly, in step ST104, the second MR signal is reconstructed to generate a second image (absolute value image). The process of step ST103 is a process performed by the first image generation function 402 in FIG. 3, and the process of step ST104 is a process performed by the second image generation function 403.

図7及び図8は、ステップST101からステップST104までの処理の概念を説明する図である。   7 and 8 are diagrams for explaining the concept of the processing from step ST101 to step ST104.

図7(a)は、パルスシーケンス(A)の実行によって収集されるデータ(A)における縦磁化の時間的変化を示す図である。具体的には、データ(A)の縦磁化を、ア)流入血管αから撮像領域に流入する血管群(以下、α系血管群と呼ぶ)の血液の縦磁化、イ)流入血管βから撮像領域に流入する血管群(以下、β系血管群と呼ぶ)の血液の縦磁化、及び、ウ)撮像領域の背景(α系血管群及びβ系血管群以外の領域)の縦磁化に分けて示した図である。   FIG. 7A is a diagram showing a temporal change of longitudinal magnetization in data (A) collected by executing the pulse sequence (A). Specifically, the longitudinal magnetization of the data (A) is imaged from: a) longitudinal magnetization of blood of a blood vessel group (hereinafter referred to as α-system blood vessel group) flowing into the imaging region from the inflow blood vessel α; Longitudinal magnetization of blood of a blood vessel group (hereinafter referred to as β-system blood vessel group) flowing into the region, and c) longitudinal magnetization of a background (region other than α-system blood vessel group and β-system blood vessel group) of the imaging region. FIG.

同様に、図7(b)は、パルスシーケンス(B)の実行によって収集されるデータ(B)における縦磁化の時間的変化を示す図であり、図7(a)と同様に、データ(A)の縦磁化を、ア)α系血管群の血液の縦磁化、イ)β系血管群の血液の縦磁化、及び、ウ)背景の縦磁化に分けて示した図である。   Similarly, FIG. 7B is a diagram showing a temporal change of longitudinal magnetization in data (B) collected by execution of the pulse sequence (B). As in FIG. FIG. 3 is a diagram showing the longitudinal magnetization of (a) divided into (a) longitudinal magnetization of blood in the α-system blood vessel group, (a) longitudinal magnetization of blood in the β-system blood vessel group, and (c) longitudinal magnetization of the background.

図7(a)及び図7(b)から判るように、撮像領域の背景の縦磁化の値は、データ(A)及びデータ(B)の間で同じであり、時間的にも変化しない。撮像領域には、ラベリングパルス(A)、(B)のどちらも印加されていないからである。   As can be seen from FIGS. 7A and 7B, the value of the longitudinal magnetization of the background of the imaging region is the same between data (A) and data (B), and does not change with time. This is because neither the labeling pulse (A) nor the labeling pulse (B) is applied to the imaging region.

一方、流入血管αの血液の縦磁化は、ラベリングパルス(A)の印加により倒される。ラベリングパルス(A)のフリップ角が90°よりも大きい場合には、図7(a)に実線で示すように、流入血管αの血液の縦磁化の値はラベリングパルス(A)の印加直後に負となり、その後、α系血管群として撮像領域に流入する過程で、元の正の値に向かって回復していく。   On the other hand, the longitudinal magnetization of the blood in the inflow blood vessel α is depressed by the application of the labeling pulse (A). When the flip angle of the labeling pulse (A) is larger than 90 °, the value of the longitudinal magnetization of the blood of the inflowing blood vessel α immediately after the application of the labeling pulse (A), as shown by the solid line in FIG. It becomes negative, and then recovers toward the original positive value in the process of flowing into the imaging region as an α-system blood vessel group.

これに対して、流入血管βにはラベリングパルス(A)は印加されないため、図7(a)に破線で示すように、流入血管βの血液の縦磁化の値は、ラベリングパルス(A)の印加後も変化せず、撮像領域内のβ系血管群の縦磁化の値も一定の値を示す。   On the other hand, since the labeling pulse (A) is not applied to the inflow blood vessel β, the value of the longitudinal magnetization of the blood of the inflow blood vessel β is equal to that of the labeling pulse (A) as shown by a broken line in FIG. It does not change even after the application, and the value of the longitudinal magnetization of the β-system blood vessel group in the imaging region also shows a constant value.

他方、流入血管βの血液の縦磁化は、ラベリングパルス(B)の印加により倒される。ラベリングパルス(B)のフリップ角が90°よりも大きい場合には、図7(b)に破線で示すように、流入血管βの血液の縦磁化の値はラベリングパルス(B)の印加直後に負となり、その後、β系血管群として撮像領域に流入する過程で、元の正の値に向かって回復していく。   On the other hand, the longitudinal magnetization of the blood in the inflow blood vessel β is degraded by the application of the labeling pulse (B). When the flip angle of the labeling pulse (B) is larger than 90 °, the value of the longitudinal magnetization of the blood of the inflowing blood vessel β immediately after the application of the labeling pulse (B), as shown by the broken line in FIG. After that, it becomes negative, and then recovers toward the original positive value in the process of flowing into the imaging region as a β-system blood vessel group.

これに対して、流入血管αにはラベリングパルス(B)は印加されないため、図7(b)に実線で示すように、流入血管αの血液の縦磁化の値は、ラベリングパルス(B)の印加後も変化せず、撮像領域内のα系血管群の縦磁化の値も一定の値を示す。   On the other hand, since the labeling pulse (B) is not applied to the inflow blood vessel α, the value of the longitudinal magnetization of the blood in the inflow blood vessel α is equal to that of the labeling pulse (B) as shown by the solid line in FIG. The value does not change even after the application, and the value of the longitudinal magnetization of the α-system blood vessel group in the imaging region also shows a constant value.

図8の左部から中央部にかけては、パルスシーケンス(A)の実行によって収集されるデータ(A)から画像Aを生成する一方、パルスシーケンス(B)の実行によって収集されるデータ(B)から画像Bを生成し、さらに、画像Bと画像Aの差分画像を生成するまでの処理の概念を説明する図である。   8, an image A is generated from data (A) collected by executing the pulse sequence (A), while an image A is generated from data (B) collected by executing the pulse sequence (B). FIG. 9 is a diagram illustrating the concept of processing from generation of image B to generation of a difference image between image B and image A.

周知のように、画像の画素値の値は、収集されるデータ(即ち、MR信号)の値に概ね比例する。そして、収集されるMR信号の値は、各組織の横磁化の値に概ね比例し、また、横磁化の値は、励起パルスの印加時における縦磁化の値に概ね比例する。したがって、画像の画素値は、データ収集時における各組織の縦磁化の値に概ね比例することになる。   As is well known, the value of the pixel value of an image is approximately proportional to the value of the data (i.e., MR signal) collected. The value of the acquired MR signal is substantially proportional to the value of the transverse magnetization of each tissue, and the value of the transverse magnetization is substantially proportional to the value of the longitudinal magnetization when the excitation pulse is applied. Therefore, the pixel value of the image is approximately proportional to the value of the longitudinal magnetization of each tissue at the time of data collection.

また、収集したMR信号を逆フーリエ変換によって再構成した画像の画素値は、そのままの状態では複素数であるが、表示用の画像としては、複素数の絶対値を画素毎に算出し、この絶対値画像をディスプレイ42等に表示するのが一般的である。そこで、ここでは、パルスシーケンス(A)の実行に基づいて生成した画像Aも、パルスシーケンス(B)の実行に基づいて生成した画像Bも、いずれも絶対値画像であるものとする。   The pixel value of an image obtained by reconstructing the collected MR signals by inverse Fourier transform is a complex number as it is, but as an image for display, the absolute value of the complex number is calculated for each pixel, and the absolute value is calculated. Generally, an image is displayed on the display 42 or the like. Therefore, here, it is assumed that both the image A generated based on the execution of the pulse sequence (A) and the image B generated based on the execution of the pulse sequence (B) are absolute value images.

さらにここで、画像Aのα系血管群の画素値を|S(α)|と表記し、画像Aのβ系血管群の画素値を|S(β)|と表記し、画像Aの背景の画素値を|S(back)|と表記するものとする。 Further, here, the pixel value of the α-system blood vessel group of the image A is expressed as | S A (α) |, and the pixel value of the β-system blood vessel group of the image A is expressed as | S A (β) | Is described as | S A (back) |.

同様に、画像Bのα系血管群の画素値を|S(α)|と表記し、画像Bのβ系血管群の画素値を|S(β)|と表記し、画像Bの背景の画素値を|S(back)|と表記するものとする。 Similarly, the pixel value of the α-system blood vessel group of the image B is expressed as | S B (α) |, the pixel value of the β-system blood vessel group of the image B is expressed as | S B (β) | the pixel value of the background | shall be denoted as | S B (back).

そうすると、各画素値の間には、次の(式1)〜(式3)の関係が成立する。
α系血管群の画素値: |S(α)|>|S(α)| (式1)
β系血管群の画素値: |S(β)|>|S(β)| (式2)
背景の画素値: |S(back)|=|S(back)| (式3)
Then, the following relationships (Equation 1) to (Equation 3) are established between the pixel values.
Pixel value of α-system blood vessel group: | S B (α) |> | S A (α) | (Equation 1)
Pixel value of β-system blood vessel group: | S A (β) |> | S B (β) | (Equation 2)
Background pixel value: | S A (back) | = | S B (back) | (Equation 3)

(式1)〜(式3)の関係は、図7(a)及び図7(b)における、α系血管群の縦磁化、β系血管群の縦磁化、及び、背景の縦磁化の夫々の大きさの関係から容易に導き出せる。   The relations of (Equation 1) to (Equation 3) correspond to the longitudinal magnetization of the α-system blood vessel group, the longitudinal magnetization of the β-system blood vessel group, and the longitudinal magnetization of the background in FIGS. Can be easily derived from the size relationship.

ここまでが、図4のステップST101からステップST104までの処理の説明である。次のステップST105では、第2の画像と第1の画像とから差分画像を生成する。例えば、第2の画像の画素値から第1の画像の画素値を減算して差分画像を生成する。ステップST105の処理は、図3の差分処理機能411が行う。   The above is the description of the processing from step ST101 to step ST104 in FIG. In the next step ST105, a difference image is generated from the second image and the first image. For example, a difference image is generated by subtracting the pixel value of the first image from the pixel value of the second image. The processing of step ST105 is performed by the difference processing function 411 in FIG.

ステップST105の処理により、差分画像は、次の(式4)〜(式6)に示すように、概ね正の画素値、概ね負の画素値、概ねゼロの画素値によって構成されることになる。
α系血管群の画素値: |S(α)|−|S(α)|>0: 正 (式4)
β系血管群の画素値: |S(β)|−|S(β)|<0: 負 (式5)
背景の画素値: |S(back)|−|S(back)|=0: ゼロ (式6)
図9(b)は、上記のようにして生成された差分画像の一例を示す図である。なお、図9(a)は、図9(b)との対比のために示しており、図5(a)と同じ図である。
By the processing of step ST105, the difference image is configured by substantially positive pixel values, substantially negative pixel values, and substantially zero pixel values, as shown in the following (Equation 4) to (Equation 6). .
alpha-based vascular group of pixel values: | S B (α) | - | S A (α) |> 0: positive (Equation 4)
Pixel value of β-system blood vessel group: | S B (β) | − | S A (β) | <0: negative (Equation 5)
Background pixel value: | S A (back) | − | S B (back) | = 0: zero (Equation 6)
FIG. 9B is a diagram illustrating an example of the difference image generated as described above. Note that FIG. 9A is shown for comparison with FIG. 9B, and is the same as FIG. 5A.

本実施形態では、上記の差分処理により、背景の画素値をゼロにして背景を抑制することができる効果に加えて、撮像領域内の複数の血管群の血液が、複数の流入血管の中のどの流入血管から流入しているのかを、差分画像の画素値の大小関係だけでなく、画素値の正負の符号のみによっても識別することが可能である。   In the present embodiment, in addition to the effect that the background can be suppressed by setting the pixel value of the background to zero by the above-described difference processing, the blood of a plurality of blood vessel groups in the imaging region can be set in the plurality of inflow blood vessels. It is possible to identify from which inflowing blood vessel the inflow is based not only on the magnitude relationship between the pixel values of the difference image but also on the basis of only the sign of the pixel value.

例えば、上記の(式4)、(式5)によって明らかなように、画素値の符号が正の場合はその画素はα系血管群の画素、即ち、流入血管αから流入した血液の画素であると判定することができる。同様に、画素値の符号が負の場合はその画素はβ系血管群の画素、即ち、流入血管βから流入した血液の画素であると判定することができる。   For example, as is apparent from the above (Equation 4) and (Equation 5), when the sign of the pixel value is positive, the pixel is a pixel of the α-system blood vessel group, that is, a pixel of blood flowing from the inflow blood vessel α. It can be determined that there is. Similarly, when the sign of the pixel value is negative, it can be determined that the pixel is a pixel of the β-system blood vessel group, that is, a pixel of blood flowing from the inflow blood vessel β.

なお、上述した例では、差分画像を、画像Bの画素値から画像Aの画素値を減算して求めているが、逆に、画像Aの画素値から画像Bの画素値を減算して差分画像を求めてもよい。この場合には、(式4)、(式5)から理解できるように、α系血管群の画素値の符号は負となり、β系血管群の画素値の符号は正となる。この場合であっても、差分画像の画素値の正負の符号のみによって、α系血管群とβ系血管群とを分離、識別できることに変わりはない。   In the example described above, the difference image is obtained by subtracting the pixel value of the image A from the pixel value of the image B. Conversely, the difference image is obtained by subtracting the pixel value of the image B from the pixel value of the image A. An image may be obtained. In this case, as can be understood from (Equation 4) and (Equation 5), the sign of the pixel value of the α-system blood vessel group is negative and the sign of the pixel value of the β-system blood vessel group is positive. Even in this case, it is still possible to separate and identify the α-system blood vessel group and the β-system blood vessel group only by the sign of the pixel value of the difference image.

図4に戻り、ステップST106では、差分画像に対してMIP(Maximum Intensity Projection)処理を行って、第1流入血管(例えば、流入血管α)に由来する第1血管像を生成する。また、ステップST107では、差分画像に対してminIP(minimum Intensity Projection)処理を行って、第2流入血管(例えば、流入血管β)に由来する第2血管像を生成する。   Referring back to FIG. 4, in step ST106, MIP (Maximum Intensity Projection) processing is performed on the difference image to generate a first blood vessel image derived from a first inflow vessel (for example, inflow vessel α). In step ST107, the difference image is subjected to minIP (minimum Intensity Projection) processing to generate a second blood vessel image derived from the second inflow blood vessel (for example, inflow blood vessel β).

MIP処理、即ち、最大値投影処理は、3次元的に構築されたデータ(本例では、3次元的な差分画像)に対し、任意の視点方向に投影処理を行い、投影経路中の最大値を抽出して画像を生成する処理である。一方、minIP処理、即ち、最小値投影処理は、3次元的に構築されたデータに対し、任意の視点方向に投影処理を行い、投影経路中の最小値を抽出して画像を生成する処理である。   MIP processing, that is, maximum value projection processing, performs projection processing on data constructed in three dimensions (in this example, three-dimensional difference images) in an arbitrary viewpoint direction, and calculates the maximum value in the projection path. Is a process for generating an image by extracting On the other hand, the minIP process, that is, the minimum value projection process, is a process of performing projection processing on data constructed three-dimensionally in an arbitrary viewpoint direction, extracting a minimum value in a projection path, and generating an image. is there.

図8の右部、及び、図10は、上記のステップST106、107の処理を説明する図である。図10(a)は図9(a)と同じ図であり、ステップST105の処理で生成される差分画像を模式的に示す図である。図10(a)に示す差分画像でも、画素値の大きさ、或いは、画素値の正負の符号によって、α系血管群とβ系血管群とを区別することが可能である。   The right part of FIG. 8 and FIG. 10 are views for explaining the processing of steps ST106 and 107 described above. FIG. 10A is the same diagram as FIG. 9A, and is a diagram schematically illustrating the difference image generated in the process of step ST105. Also in the difference image shown in FIG. 10A, it is possible to distinguish the α-system blood vessel group and the β-system blood vessel group by the magnitude of the pixel value or the sign of the pixel value.

ステップST106、107は、差分画像に対してMIP処理と、minIP処理を行うことにより、α系血管群とβ系血管群を、更に明確に区別する処理である。上述したように、差分画像のα系血管群の画素値は正であり、β系血管群の画素値は負である。このことは、α系血管群の画素値はβ系血管群の画素値よりも常に大きいことを意味している。したがって、差分画像に対してMIP処理を施すことにより、差分画像からα系血管群を抽出し、図10(b)に例示するようなα系血管群画像を生成することができる。同様に、差分画像に対してminIP処理を施すことにより、差分画像からβ系血管群を抽出し、図10(c)に例示するようなβ系血管群画像を生成することができる。   Steps ST106 and ST107 are processes in which the MIP process and the minIP process are performed on the difference image to more clearly distinguish the α-system blood vessel group and the β-system blood vessel group. As described above, the pixel value of the α-system blood vessel group in the difference image is positive, and the pixel value of the β-system blood vessel group is negative. This means that the pixel value of the α-system blood vessel group is always larger than the pixel value of the β-system blood vessel group. Therefore, by performing MIP processing on the difference image, an α-system blood vessel group can be extracted from the difference image, and an α-system blood vessel group image as illustrated in FIG. 10B can be generated. Similarly, by performing minIP processing on the difference image, a β-system blood vessel group can be extracted from the difference image, and a β-system blood vessel group image as illustrated in FIG. 10C can be generated.

なお、α系血管群を抽出する処理として、差分画像の中から正の画素値の画素のみを抽出する処理を、MIP処理に換えて行ってもよいし、MIP処理に加えて行ってもよい。同様に、β系血管群を抽出する処理として、差分画像の中から負の画素値の画素のみを抽出する処理を、minIP処理に換えて行ってもよいし、minIP処理に加えて行ってもよい。図4のステップST106の処理は、図3のMIP処理機能412が行い、ステップST107の処理は、minIP処理機能413が行う。   As the process of extracting the α-system blood vessel group, the process of extracting only pixels having a positive pixel value from the difference image may be performed instead of the MIP process, or may be performed in addition to the MIP process. . Similarly, as the process of extracting the β-system blood vessel group, the process of extracting only pixels having a negative pixel value from the difference image may be performed instead of the minIP process, or may be performed in addition to the minIP process. Good. The processing of step ST106 in FIG. 4 is performed by the MIP processing function 412 of FIG. 3, and the processing of step ST107 is performed by the minIP processing function 413.

なお、上記では、画像Aと画像Bとから差分画像を生成し、生成した差分画像に対してMIP処理やminIP処理を行うことによって、α系血管群とβ系血管群とを分離、識別することを説明したが、差分画像を生成する処理や、MIP処理、或いは、minIP処理を省略することもできる。例えば、画像Aと画像Bの夫々の画素値の、符号を含めた差分値に基づいて、α系血管群とβ系血管群とを分離、識別するようにしてもよい。   In the above description, a difference image is generated from the image A and the image B, and MIP processing and minIP processing are performed on the generated difference image to separate and identify the α-system blood vessel group and the β-system blood vessel group. As described above, the processing for generating a difference image, the MIP processing, or the minIP processing can be omitted. For example, an α-system blood vessel group and a β-system blood vessel group may be separated and identified based on a difference value including a sign of each pixel value of the image A and the image B.

その後、図4のステップST108の処理を行ってもよい。ステップST108では、第1血管像(例えば、α系血管群画像)と、第2血管像(例えば、β系血管群画像)を互いに識別可能に合成してフュージョン画像を生成する。例えば、α系血管群画像とβ系血管群画像とを、互いに異なる有彩色となるように加工したり、互いに異なる明度の無彩色となるように加工したりして、両者が容易に識別可能な態様のフュージョン画像を生成する。ステップST108の処理は、図3のフュージョン画像生成機能414が行う。   Thereafter, the process of step ST108 in FIG. 4 may be performed. In step ST108, a fusion image is generated by synthesizing a first blood vessel image (for example, α-system blood vessel group image) and a second blood vessel image (for example, β-system blood vessel group image) so as to be distinguishable from each other. For example, the α-system blood vessel group image and the β-system blood vessel group image are processed so as to have different chromatic colors, or are processed so as to have different brightness achromatic colors, so that both can be easily identified. The fusion image of various aspects is generated. The process of step ST108 is performed by the fusion image generation function 414 in FIG.

ステップST109では、生成したフュージョン画像をディスプレイ42に表示させる。ディスプレイ42に表示させる画像は、フュージョン画像だけでなく、例えば、ステップST106、107で生成した、第1血管画像や第2血管画像でもよし、ステップST105で生成した差分画像でもよい。   In step ST109, the generated fusion image is displayed on the display 42. The image displayed on the display 42 is not limited to the fusion image, but may be, for example, the first blood vessel image or the second blood vessel image generated in steps ST106 and ST107, or may be the difference image generated in step ST105.

上述した第1の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置1によれば、例えば2つの流入血管から撮像領域に血液が流入する状況において、撮像領域内の血液がどの流入血管から流入しているのかを簡便に区別できる。また、撮像領域内の血液がどの流入血管に由来するかを、識別容易に表示することができる。   According to the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the above-described first embodiment, for example, in a situation where blood flows into the imaging region from two inflow blood vessels, it is possible to determine from which inflow blood vessel the blood in the imaging region flows. It can be easily distinguished. Further, it is possible to easily identify which inflow blood vessel the blood in the imaging region is derived from.

(第1の実施形態の第1変形例)
以下、第1の実施形態の変形例のいくつかについて説明する。以下に説明するいくつかの変形例では、ステップST100の処理において、撮像条件設定機能401が設定するパルスシーケンスの一部のパラメータが上述した第1の実施形態と異なっている。したがって、各変形例においても、磁気共鳴イメージング装置1の構成自体は、図1及び図3に示した構成と同じであり、処理の流れも、図4に示したフローチャートと基本的には同じである。
(First Modification of First Embodiment)
Hereinafter, some of the modifications of the first embodiment will be described. In some modified examples described below, in the process of step ST100, some parameters of the pulse sequence set by the imaging condition setting function 401 are different from those of the above-described first embodiment. Therefore, also in each modification, the configuration itself of the magnetic resonance imaging apparatus 1 is the same as the configuration shown in FIGS. 1 and 3, and the flow of processing is basically the same as that of the flowchart shown in FIG. is there.

図11は、第1の実施形態の第1変形例の概念を説明する図である。また、図12は、第1の実施形態の第1変形例に関連して、所謂、MT(Magnetic Transfer)効果について説明する図である。   FIG. 11 is a diagram illustrating the concept of a first modification of the first embodiment. FIG. 12 is a diagram for explaining a so-called MT (Magnetic Transfer) effect in relation to the first modification of the first embodiment.

図12は、MR信号のスペクトル分布図であり、横軸に周波数、縦軸にMR信号スペクトル強度を示す。生体内の自由水信号のスペクトルは狭帯域であるため、図12では自由水信号のスペクトルを黒く太い矢印で表記している。一方、生体内でタンパク質などに結合している結合水のスペクトルは広帯域であり、自由水信号のスペクトルを中心に広がっている。   FIG. 12 is a spectrum distribution diagram of the MR signal, in which the horizontal axis represents the frequency and the vertical axis represents the MR signal spectrum intensity. Since the spectrum of the free water signal in the living body has a narrow band, the spectrum of the free water signal is indicated by a thick black arrow in FIG. On the other hand, the spectrum of bound water that is bound to proteins and the like in a living body has a broad band, and spreads around the spectrum of the free water signal.

ここまで説明してきたように、ラベリングパルスは、撮像領域とは異なる領域に印加される。このことは、RFパルスであるラベリングパルスの周波数は、撮像領域の自由水の磁気共鳴周波数に対してオフレゾナントの状態となり、ラベリングパルスは撮像領域の結合水スペクトルに印加されることを意味している。この結果、撮像領域の結合水から自由水に対して磁化移動(Magnetic Transfer)が発生し、自由水信号が減衰する現象が発生する。この自由水の減衰がMT効果と呼ばれている。   As described so far, the labeling pulse is applied to an area different from the imaging area. This means that the frequency of the labeling pulse, which is an RF pulse, is in an off-resonant state with respect to the magnetic resonance frequency of free water in the imaging region, and the labeling pulse is applied to the combined water spectrum in the imaging region. I have. As a result, magnetic transfer occurs from the combined water in the imaging region to the free water, and a phenomenon occurs in which the free water signal is attenuated. This free water decay is called the MT effect.

上述した第1の実施形態では、図5(a)に示すように、ラベリングパルス(A)の印加領域とラベリングパルス(B)の印加領域を、互いに近接した領域に設定している。この結果、図12に示すように、ラベリングパルス(A)とラベリングパルス(B)のオフレゾナント周波数Δfはいずれも同程度となり、ラベリングパルス(A)とラベリングパルス(B)の印加によるMT効果も同程度となる。したがって、MT効果を受けた撮像領域の背景信号の大きさも、画像Aと画像Bとの間で同程度となり、差分画像において背景信号を良好にキャンセルすることが可能となる。   In the above-described first embodiment, as shown in FIG. 5A, the application region of the labeling pulse (A) and the application region of the labeling pulse (B) are set to regions close to each other. As a result, as shown in FIG. 12, the off-resonant frequencies Δf of the labeling pulse (A) and the labeling pulse (B) are almost the same, and the MT effect by applying the labeling pulse (A) and the labeling pulse (B) is also reduced. It is about the same. Therefore, the magnitude of the background signal in the imaging region that has undergone the MT effect is substantially the same between the image A and the image B, and the background signal can be favorably canceled in the difference image.

一方、互いに区別したい2つの流入血管(流入血管αと流入血管β)の位置が離れている場合も有りうる。例えば、図11に例示するように、流入血管αが右内頸動脈であり、流入血管βが左椎骨動脈である場合、ラベリングパルス(A)とラベリングパルス(B)の印加領域を離さざるを得なくなくなる。この結果、ラベリングパルス(A)によるMT効果と、ラベリングパルス(A)によるMT効果が異なってくる。そこで、第1の実施形態の第1変形例では、図11の下部に示すように、パルスシーケンス(A)のラベリングパルス(A)の直後にコントロールパルス(B)を印加し、パルスシーケンス(B)のラベリングパルス(B)の直後にコントロールパルス(A)を印加するパルスシーケンス(A)、(B)を設定するようにしている。   On the other hand, there may be a case where the positions of two inflow vessels (inflow vessel α and inflow vessel β) to be distinguished from each other are distant. For example, as illustrated in FIG. 11, when the inflowing blood vessel α is the right internal carotid artery and the inflowing blood vessel β is the left vertebral artery, the application regions of the labeling pulse (A) and the labeling pulse (B) must be kept apart. I will not get it. As a result, the MT effect by the labeling pulse (A) is different from the MT effect by the labeling pulse (A). Therefore, in a first modification of the first embodiment, as shown in the lower part of FIG. 11, the control pulse (B) is applied immediately after the labeling pulse (A) of the pulse sequence (A), and the pulse sequence (B ), Pulse sequences (A) and (B) for applying the control pulse (A) immediately after the labeling pulse (B) are set.

コントロールパルス(B)は、ラベリングパルス(A)のMT効果をキャンセルするために印加するRFパルスである。このため、コントロールパルス(B)は、撮像領域に影響を与えない領域に印加され(図11の例では、頭部の上方)、かつ、周波数軸上は、図12に示すように、自由水の磁気共鳴周波数に関して、ラベリングパルス(A)のオフレゾナント周波数Δfと対称となる位置に設定される。   The control pulse (B) is an RF pulse applied to cancel the MT effect of the labeling pulse (A). For this reason, the control pulse (B) is applied to a region that does not affect the imaging region (in the example of FIG. 11, above the head), and on the frequency axis, as shown in FIG. Is set at a position symmetrical to the off-resonant frequency Δf of the labeling pulse (A).

同様に、コントロールパルス(A)は、ラベリングパルス(B)のMT効果をキャンセルするために印加するRFパルスである。このため、コントロールパルス(A)は、撮像領域に影響を与えない領域に印加され(図11の例では、鼻の前方)、かつ、周波数軸上は、図12に示すように、自由水の磁気共鳴周波数に関して、ラベリングパルス(B)のオフレゾナント周波数Δfと対称となる位置に設定される。   Similarly, the control pulse (A) is an RF pulse applied to cancel the MT effect of the labeling pulse (B). Therefore, the control pulse (A) is applied to a region that does not affect the imaging region (in the example of FIG. 11, in front of the nose), and on the frequency axis, as shown in FIG. The magnetic resonance frequency is set at a position symmetrical to the off-resonant frequency Δf of the labeling pulse (B).

言い換えると、第1の実施形態の第1変形例では、パルスシーケンス(A)における、ラベリングパルス(A)とコントロールパルス(B)とを組み合わせたMT効果と、パルスシーケンス(B)における、ラベリングパルス(B)とコントロールパルス(A)とを組み合わせたMT効果が等しくなるように、コントロールパルス(A)とコントロールパルス(B)を設定している。   In other words, in the first modified example of the first embodiment, in the pulse sequence (A), the MT effect combining the labeling pulse (A) and the control pulse (B), and in the pulse sequence (B), the labeling pulse The control pulse (A) and the control pulse (B) are set so that the MT effect obtained by combining the control pulse (B) and the control pulse (A) becomes equal.

(第1の実施形態の第2変形例)
図13は、第1の実施形態の第2変形例のパルスシーケンス(A)、(B)を例示する図である。第1の実施形態の第2変形例のパルスシーケンス(A)、(B)では、ラベリングパルス(A)、(B)から、夫々異なる遅延時間PLD(A)、PLD(B)でデータ(A)、(B)を収集するようにしている。遅延時間PLD以外は、第1の実施形態と同じである。このようなパルスシーケンス(A)、(B)によっても、撮像領域内の血液が、流入血管αと流入血管βのどちらから流入しているかを識別することができる。
(Second Modification of First Embodiment)
FIG. 13 is a diagram illustrating pulse sequences (A) and (B) according to a second modification of the first embodiment. In the pulse sequences (A) and (B) of the second modified example of the first embodiment, data (A) with different delay times PLD (A) and PLD (B) are respectively obtained from the labeling pulses (A) and (B). ) And (B) are collected. Except for the delay time PLD, it is the same as the first embodiment. The pulse sequence (A) or (B) can also identify whether the blood in the imaging region is flowing from the inflow blood vessel α or the inflow blood vessel β.

(第1の実施形態の第3変形例)
図14は、第1の実施形態の第3変形例のパルスシーケンス(A)、(B)を例示する図である。第1の実施形態の第3変形例のパルスシーケンス(A)、(B)では、複数の異なる遅延時間PLDで、言い換えると、複数の異なる時相で複数のデータを収集するようにしている。例えば、図14に例示するように、パルスシーケンス(A)では、ラベリングパルス(A)から、夫々3つの遅延時間PLD(1)、PLD(2)、PLD(3)で、データ(A1)、データ(A2)、データ(A3)を収集するようにしている。同様に、パルスシーケンス(B)では、ラベリングパルス(B)から、夫々3つの遅延時間PLD(1)、PLD(2)、PLD(3)で、データ(B1)、データ(B2)、データ(B3)を収集するようにしている。そして、対応する時相ごとに差分画像を生成することにより、撮像領域内の血液が、流入血管αと流入血管βのどちらから流入しているかを、複数の遅延時間PLDごとに(複数の時相ごとに)識別することができる。
(Third Modification of First Embodiment)
FIG. 14 is a diagram illustrating pulse sequences (A) and (B) of a third modification of the first embodiment. In the pulse sequences (A) and (B) of the third modification of the first embodiment, a plurality of data are collected at a plurality of different delay times PLD, in other words, at a plurality of different time phases. For example, as illustrated in FIG. 14, in the pulse sequence (A), from the labeling pulse (A), the data (A1), the data (A1), and the delay time PLD (1), PLD (2), and PLD (3), respectively, Data (A2) and data (A3) are collected. Similarly, in the pulse sequence (B), data (B1), data (B2), and data (B) are obtained from the labeling pulse (B) with three delay times PLD (1), PLD (2), and PLD (3), respectively. B3) is collected. Then, by generating a difference image for each corresponding time phase, it is determined for each of the plurality of delay times PLD whether the blood in the imaging region is flowing from the inflow blood vessel α or the inflow blood vessel β. Phase by phase).

(第1の実施形態の第4変形例)
図15は、第1の実施形態の第4変形例のパルスシーケンス(A)、(B)を例示する図である。第1の実施形態の第4変形例のパルスシーケンス(A)、(B)では、図15(a)に示すように、ラベリングパルス(A)、(B)の印加領域が第1の実施形態と異なる。図15に示す例では、流入血管αと流入血管βとの間に流入血管γが介在している。このような血管の配置状態では、ラベリングパルス(A)の印加領域が、流入血管αの他に、識別対象である流入血管β以外の流入血管γを含むことがありうる。このような場合、第1の実施形態の第4変形例のパルスシーケンス(A)、(B)では、ラベリングパルス(B)の印加領域を、流入血管βの他に流入血管γを含むように設定する。言い換えると、流入血管γを、ラベリングパルス(A)とラベリングパルス(B)の夫々の印加領域に共通に含ませるようにしている。このような印加領域の設定により、差分画像において流入血管γの影響が相殺され、撮像領域内の血液が、流入血管αと流入血管βのどちらから流入しているかを識別することが可能となる。
(Fourth Modification of First Embodiment)
FIG. 15 is a diagram illustrating pulse sequences (A) and (B) of a fourth modification of the first embodiment. In the pulse sequences (A) and (B) of the fourth modified example of the first embodiment, as shown in FIG. 15A, the application region of the labeling pulses (A) and (B) is the first embodiment. And different. In the example shown in FIG. 15, the inflow blood vessel γ is interposed between the inflow blood vessel α and the inflow blood vessel β. In such an arrangement state of blood vessels, the application region of the labeling pulse (A) may include an inflow blood vessel γ other than the inflow blood vessel β to be identified, in addition to the inflow blood vessel α. In such a case, in the pulse sequences (A) and (B) of the fourth modification of the first embodiment, the application region of the labeling pulse (B) is set so as to include the inflow blood vessel γ in addition to the inflow blood vessel β. Set. In other words, the inflow blood vessel γ is commonly included in the respective application regions of the labeling pulse (A) and the labeling pulse (B). By setting such an application region, the influence of the inflow blood vessel γ is offset in the difference image, and it is possible to identify whether the blood in the imaging region flows from the inflow blood vessel α or the inflow blood vessel β. .

(第2の実施形態)
ここまで説明してきた第1の実施形態、及びその各変形例では、画像Aと画像Bを夫々絶対値画像として生成し、画像Aと画像Bの各画素値(絶対値)を差分して差分画像を生成するという、差分方法を用いている。これに対して、第2の実施形態の磁気共鳴イメージング装置1では、上記の差分方法とは異なる、差分方法の変形例を用いている。
(Second embodiment)
In the first embodiment and each of the modifications described above, the image A and the image B are respectively generated as absolute value images, and the pixel values (absolute values) of the image A and the image B are differentiated to obtain the difference. The difference method of generating an image is used. On the other hand, in the magnetic resonance imaging apparatus 1 of the second embodiment, a modified example of the difference method that is different from the above-described difference method is used.

例えば、差分方法の第1変形例として、図4のステップST103、ステップST104において、画像A(第1の画像)と画像B(第2の画像)を、画素値が複素数の実部(リアルパート)で表されるreal画像として生成する。そして、ステップST105では、画像Aと画像Bの各画素値(複素数の実部)を差分して、real画像としての差分画像を生成する。その後、このreal画像としての差分画像に対して、ステップST106のMIP処理やステップST107のminIP処理を行う。   For example, as a first modified example of the difference method, in step ST103 and step ST104 in FIG. 4, the image A (first image) and the image B (second image) are replaced with the real part (real part) whose pixel value is a complex number. ) Is generated as a real image. Then, in step ST105, a difference image as a real image is generated by subtracting each pixel value (real part of a complex number) of the image A and the image B. Thereafter, the MIP process in step ST106 and the minIP process in step ST107 are performed on the difference image as the real image.

また、差分方法の第2変形例として、画像A及び画像Bを再構成する前に、生データ(即ち、k空間データ)の状態で差分処理を行ってもよい。つまり、パルスシーケンス(A)、(B)の実行によって収集されたk空間データとしてのデータ(A)とデータ(B)を差分して、差分k空間データを生成する。そして、この差分k空間データを逆フーリエ変換によって再構成して複素画像としての差分画像を生成する。その後、この複素画像としての差分画像、或いは、各画素値の実部を用いたreal画像としての差分画像に対して、ステップST106のMIP処理やステップST107のminIP処理を行う。   In addition, as a second modification of the difference method, the difference processing may be performed on the raw data (that is, k-space data) before reconstructing the images A and B. That is, data (A) and data (B) as k-space data collected by executing the pulse sequences (A) and (B) are subtracted to generate differential k-space data. Then, the difference k-space data is reconstructed by inverse Fourier transform to generate a difference image as a complex image. Thereafter, the MIP processing in step ST106 and the minIP processing in step ST107 are performed on the difference image as the complex image or the difference image as a real image using the real part of each pixel value.

上述した第2の実施形態の磁気共鳴イメージング装置1によっても、撮像領域内の血液が、流入血管αと流入血管βのどちらから流入しているかを識別することができる。   According to the magnetic resonance imaging apparatus 1 of the second embodiment described above, it is possible to identify whether blood in the imaging region is flowing from the inflow blood vessel α or the inflow blood vessel β.

(第3の実施形態)
上述した第1の実施形態及びその変形例、或いは第2の実施形態では、2つの流入血管(例えば、流入血管αと流入血管β)から撮像領域に血液が流入している場合に、撮像領域内の血液が、流入血管αと流入血管βのどちらから流入しているかを識別する手法を説明してきた。しかしながら、3つ以上の流入血管から撮像領域に血液が流入している場合も当然あり得る。
(Third embodiment)
In the above-described first embodiment and its modified example, or in the second embodiment, when blood flows from two inflow vessels (for example, inflow vessel α and inflow vessel β) into the imaging area, the imaging area A method has been described for identifying whether blood in the blood flows from the inflow blood vessel α or the inflow blood vessel β. However, there may be a case where blood flows into the imaging region from three or more inflow blood vessels.

第3の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置1では、3つ以上の複数の流入血管から撮像領域に血液が流入している場合においても、撮像領域内の血液が、複数の流入血管の中のどの流入血管から流入しているかを識別する手法を提供する。   In the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the third embodiment, even when blood flows into the imaging region from three or more inflow blood vessels, the blood in the imaging area is in the plurality of inflow blood vessels. A method is provided for identifying from which inflowing blood vessel the blood flows.

図16及び図17は、第3の実施形態の磁気共鳴イメージング装置1の動作概念を説明する図である。図16及び図17を用いた以下の説明では、3つの流入血管(流入血管α、流入血管β、流入血管γ)からの血液が撮像領域に流入するケースを用いているが、一般性を失うことなく、4以上の流入血管に対しても拡張可能である。   FIGS. 16 and 17 are diagrams for explaining the operation concept of the magnetic resonance imaging apparatus 1 according to the third embodiment. In the following description using FIGS. 16 and 17, a case where blood from three inflow vessels (inflow vessel α, inflow vessel β, and inflow vessel γ) flows into the imaging region is used, but loses generality. Without any limitation, it can be extended to four or more inflow vessels.

第3の実施形態では、図16(a)に示すように、流入血管α、流入血管β、及び、流入血管γからの血液が撮像領域に流入している場合、図16(b)に示す3つのパルスシーケンス(A)、(B)及び(C)を実行し、撮像領域から夫々3つのデータ(データ(A)、データ(B)、データ(C))を収集する。   In the third embodiment, as illustrated in FIG. 16A, when blood from the inflow blood vessel α, the inflow blood vessel β, and the inflow blood vessel γ flows into the imaging region, the state illustrated in FIG. The three pulse sequences (A), (B), and (C) are executed, and three data (data (A), data (B), and data (C)) are collected from the imaging region.

そして、第1の実施形態と同様に、パルスシーケンス(A)のラベリングパルス(A)を流入血管αの上流領域に局所的に、或いは、排他的に印加する。つまり、ラベリングパルス(A)を、流入血管βや流入血管γの領域に印加することなく、流入血管αのみに印加する。この結果、ラベリングパルス(A)の印加により、流入血管αから撮像領域に流入する血液のみが、図7(a)と同様に、その縦磁化成分の大きさが変化する一方、流入血管βや流入血管γの血液の縦磁化成分は何ら変化することなく同じ値に維持される。   Then, similarly to the first embodiment, the labeling pulse (A) of the pulse sequence (A) is locally or exclusively applied to the upstream region of the inflowing blood vessel α. That is, the labeling pulse (A) is applied only to the inflow blood vessel α without applying to the region of the inflow blood vessel β or the inflow blood vessel γ. As a result, by the application of the labeling pulse (A), only the blood flowing into the imaging region from the inflowing blood vessel α changes the magnitude of its longitudinal magnetization component, as in FIG. The longitudinal magnetization component of the blood in the inflow blood vessel γ is maintained at the same value without any change.

同様に、パルスシーケンス(B)及び(C)の夫々のラベリングパルス(B)及び(C)も、流入血管β及び流入血管γの上流領域に夫々局所的に、或いは、排他的に印加される。   Similarly, the labeling pulses (B) and (C) of the pulse sequences (B) and (C) are also applied locally or exclusively to the upstream region of the inflow blood vessel β and the inflow blood vessel γ, respectively. .

図17は、2つのパルスシーケンスを用いた第1の実施形態の動作概念を説明する図8を、3つのパルスシーケンスを用いた第3の実施形態の動作概念に拡張した説明図である。第3の実施形態では、パルスシーケンス(A)、(B)及び(C)の実行により収集された各データから、画像A、画像B,及び、画像Cが生成される。各画像は、例えば、絶対値画像である。   FIG. 17 is an explanatory diagram in which FIG. 8 illustrating the operation concept of the first embodiment using two pulse sequences is extended to the operation concept of the third embodiment using three pulse sequences. In the third embodiment, an image A, an image B, and an image C are generated from each data collected by executing the pulse sequences (A), (B), and (C). Each image is, for example, an absolute value image.

ここで、図8の説明と同様に、画像Aのα系血管群の画素値を|S(α)|と表記し、画像Aのβ系血管群の画素値を|S(β)|と表記し、さらに、γ系血管群の画素値を|S(γ)|と表記するものとする。また、画像Aの背景の画素値を|S(back)|と表記するものとする。 Here, similarly to the description of FIG. 8, the pixel value of the α-system blood vessel group of the image A is denoted as | S A (α) |, and the pixel value of the β-system blood vessel group of the image A is | S A (β) |, And the pixel value of the γ-system blood vessel group is expressed as | S A (γ) |. The pixel value of the background of the image A is represented as | S A (back) |.

同様に、画像Bのα系血管群、β系血管群、及び、γ系血管群の画素値を、夫々、|S(α)|、|S(β)|、及び、|S(γ)|と表記し、画像Bの背景の画素値を|S(back)|と表記するものとする。 Similarly, alpha-based vascular group of images B, beta-based vascular group, and the pixel value of the γ-based vascular group, respectively, | S B (α) | , | S B (β) |, and | S B (gamma) | and represented, the image B pixel values of the background | shall be denoted as | S B (back).

また同様に、画像Cのα系血管群、β系血管群、及び、γ系血管群の画素値を、夫々、|S(α)|、|S(β)|、及び、|S(γ)|と表記し、画像Cの背景の画素値を|S(back)|と表記するものとする。 Similarly, the pixel values of the α-system blood vessel group, the β-system blood vessel group, and the γ-system blood vessel group of the image C are respectively expressed as | S C (α) |, | S C (β) |, and | S C (γ) |, and the pixel value of the background of the image C is written as | S C (back) |.

そうすると、各画素値の間には、前述の(式1)〜(式3)と類似した以下の関係が成立する。
α系血管群の画素値: |S(α)|=|S(α)|>|S(α)| (式7)
β系血管群の画素値: |S(β)|=|S(β)|>|S(β)| (式8)
γ系血管群の画素値: |S(γ)|=|S(γ)|>|S(γ)| (式8)
背景の画素値: |S(back)|=|S(back)|=|S(back)| (式10)
Then, the following relationship similar to the above-described (Equation 1) to (Equation 3) is established between the pixel values.
Pixel value of α-system blood vessel group: | S B (α) | = | S C (α) |> | S A (α) | (Equation 7)
Pixel value of β-system blood vessel group: | S A (β) | = | S C (β) |> | S B (β) | (Equation 8)
Pixel value of γ-system blood vessel group: | S A (γ) | = | S B (γ) |> | S C (γ) | (Equation 8)
Background pixel value: | S A (back) | = | S B (back) | = | S C (back) | (Equation 10)

次に、画像Aと画像Bとから差分画像(1)を、例えば、(画像B−画像A)の演算によって生成する。そうすると、差分画像(1)におけるα系血管群、β系血管群、γ系血管群、及び、背景の画素値の画素値は以下の各式となる。
α系血管群の画素値: |S(α)|−|S(α)|>0: 正 (式11)
β系血管群の画素値: |S(β)|−|S(β)|<0: 負 (式12)
γ系血管群の画素値: |S(γ)|−|S(γ)|=0: ゼロ (式13)
背景の画素値: |S(back)|−|S(back)|=0: ゼロ (式14)
Next, a difference image (1) is generated from the image A and the image B, for example, by calculating (image B-image A). Then, the pixel values of the α-system blood vessel group, the β-system blood vessel group, the γ-system blood vessel group, and the pixel value of the background in the difference image (1) are as follows.
alpha-based vascular group of pixel values: | S B (α) | - | S A (α) |> 0: positive (11)
beta-based vascular group of pixel values: | S B (β) | - | S A (β) | <0: Negative (12)
gamma-based vascular group of pixel values: | S B (γ) | - | S A (γ) | = 0: zero (equation 13)
Background pixel value: | S A (back) | − | S B (back) | = 0: zero (Equation 14)

上記の各式から判るように、ノイズ等の影響を無視すれば、差分画像(1)におけるα系血管群の画素値は正であり、β系血管群の画素値は負である一方、γ系血管群と背景の画素値はゼロとなる。したがって、第1の実施形態と同様に、差分画像(1)に対してMIP処理を施すことにより、差分画像(1)からα系血管群を抽出することが可能であり、同様に、差分画像(1)に対してminIP処理を施すことにより、差分画像(1)からβ系血管群を抽出することができる。   As can be seen from the above equations, if the influence of noise or the like is ignored, the pixel value of the α-system blood vessel group in the difference image (1) is positive, and the pixel value of the β-system blood vessel group is negative, while γ The pixel values of the system blood vessel group and the background are zero. Therefore, similarly to the first embodiment, by performing MIP processing on the difference image (1), it is possible to extract the α-system blood vessel group from the difference image (1). By performing minIP processing on (1), a β-system blood vessel group can be extracted from the difference image (1).

同様に、画像Bと画像Cとから差分画像(2)を、例えば、(画像C−画像B)の演算によって生成する。そうすると、差分画像(2)におけるα系血管群、β系血管群、γ系血管群、及び、背景の画素値の画素値は以下の各式となる。
α系血管群の画素値: |S(α)|−|S(α)|=0: ゼロ (式15)
β系血管群の画素値: |S(β)|−|S(β)|>0: 正 (式16)
γ系血管群の画素値: |S(γ)|−|S(γ)|<0: 負 (式17)
背景の画素値: |S(back)|−|S(back)|=0: ゼロ (式18)
Similarly, a difference image (2) is generated from the image B and the image C by, for example, calculating (image C-image B). Then, the pixel values of the α-system blood vessel group, the β-system blood vessel group, the γ-system blood vessel group, and the pixel value of the background in the difference image (2) are as follows.
Pixel value of α-system blood vessel group: | S C (α) | − | S B (α) | = 0: zero (Equation 15)
Pixel value of β-system blood vessel group: | S C (β) | − | S B (β) |> 0: positive (Equation 16)
Pixel value of γ-system blood vessel group: | S C (γ) | − | S B (γ) | <0: negative (Equation 17)
Background pixel value: | S C (back) | − | S B (back) | = 0: zero (Equation 18)

上記の各式から判るように、ノイズ等の影響を無視すれば、差分画像(2)におけるβ系血管群の画素値は正であり、γ系血管群の画素値は負である一方、α系血管群と背景の画素値はゼロとなる。したがって、差分画像(2)に対してMIP処理を施すことにより、差分画像(2)からβ系血管群を抽出することが可能であり、同様に、差分画像(2)に対してminIP処理を施すことにより、差分画像(2)からγ系血管群を抽出することができる。   As can be seen from the above equations, if the influence of noise or the like is ignored, the pixel value of the β-system blood vessel group in the difference image (2) is positive, and the pixel value of the γ-system blood vessel group is negative, while α The pixel values of the system blood vessel group and the background are zero. Therefore, by performing the MIP processing on the difference image (2), it is possible to extract the β-system blood vessel group from the difference image (2). Similarly, the minIP processing is performed on the difference image (2). By performing this, the γ-system blood vessel group can be extracted from the difference image (2).

上記のように、撮像領域に流入血管α、流入血管β、及び、流入血管γからの血液が撮像領域に流入している場合であっても、撮像領域内のα系血管群、β系血管群、γ系血管群を簡便な方法で抽出し、識別することができる。   As described above, even when blood from the inflow blood vessel α, the inflow blood vessel β, and the inflow blood vessel γ flows into the imaging region, the α-system blood vessel group and the β-system blood Groups and γ-system blood vessels can be extracted and identified by a simple method.

図18は、複数の流入血管が撮像領域に流入する状況をモデル化した図であり、4以上の複数の流入血管に対しても、上述した第3の実施形態を適用可能であることを説明する模式図である。   FIG. 18 is a diagram modeling a situation in which a plurality of inflow vessels flow into the imaging region, and illustrates that the above-described third embodiment can be applied to four or more inflow vessels. FIG.

例えば、図18の中央にある撮像領域に、流入血管α、流入血管β、・・・、流入血管θの8つの流入血管からの血液が流入しているものとする。このような場合、印加領域が流入血管αに排他的に設定されたラベリングパルス(A)を有するパルスシーケンス(A)によって画像Aを生成し、印加領域が流入血管βに排他的に設定されたラベリングパルス(B)を有するパルスシーケンス(B)によって画像Bを生成し、印加領域が流入血管γに排他的に設定されたラベリングパルス(C)を有するパルスシーケンス(C)によって画像Cを生成し、印加領域が流入血管δに排他的に設定されたラベリングパルス(D)を有するパルスシーケンス(D)によって画像Dを生成し、というふうに、8つの画像(画像A〜画像H)を生成する。   For example, it is assumed that blood from eight inflow vessels of the inflow vessel α, the inflow vessel β,..., The inflow vessel θ flows into the imaging region in the center of FIG. In such a case, the image A is generated by the pulse sequence (A) having the labeling pulse (A) whose application region is exclusively set to the inflow blood vessel α, and the application region is exclusively set to the inflow blood vessel β. An image B is generated by a pulse sequence (B) having a labeling pulse (B), and an image C is generated by a pulse sequence (C) having a labeling pulse (C) whose application area is set exclusively to the inflow blood vessel γ. , An image D is generated by a pulse sequence (D) having a labeling pulse (D) whose application region is exclusively set to the inflow blood vessel δ, and so on, eight images (images A to H) are generated. .

そして、これらの画像の中から選択した2つの画像の差分画像から、2つの画像に対応する2つの流入血管に由来した、撮像領域内の2つの血液(血管群)を区別することができる。例えば、画像Aと画像Bの差分画像から、撮像領域内の、流入血管αに由来する血液と、流入血管βに由来する血液とを区別することができる。また、画像Bと画像Cの差分画像から、流入血管βに由来する血液と、流入血管γに由来する血液とを区別することができ、画像Cと画像Dの差分画像から、流入血管γに由来する血液と、流入血管δに由来する血液とを区別することができる。また、画像Aと画像Dを差分した差分画像からは、流入血管αに由来する血液と、流入血管δに由来する血液とを区別することができる。   Then, from the difference image of the two images selected from these images, it is possible to distinguish two bloods (blood vessel groups) in the imaging region derived from the two inflow vessels corresponding to the two images. For example, from the difference image between the image A and the image B, it is possible to distinguish between the blood derived from the inflow blood vessel α and the blood derived from the inflow blood vessel β in the imaging region. Further, the blood derived from the inflow blood vessel β and the blood derived from the inflow blood vessel γ can be distinguished from the difference image between the image B and the image C. The blood derived from the blood flowing from the inflow blood vessel δ can be distinguished. Further, from the difference image obtained by subtracting the image A and the image D, it is possible to distinguish the blood derived from the inflow blood vessel α and the blood derived from the inflow blood vessel δ.

(血管分離表示装置)
図19は、本発明の他の実施形態に係る血管分離表示装置800の構成例を示すブロック図である。図19に示すように、血管分離表示装置800は、処理回路80、記憶回路81、ディスプレイ82、及び入力デバイス83、及び、入力インタフェース801を有する装置、例えば、コンピュータとして構成されている。
(Vessel separation display device)
FIG. 19 is a block diagram illustrating a configuration example of a blood vessel separation display device 800 according to another embodiment of the present invention. As shown in FIG. 19, the blood vessel separation display device 800 is configured as a device having a processing circuit 80, a storage circuit 81, a display 82, an input device 83, and an input interface 801 such as a computer.

処理回路80、記憶回路81、ディスプレイ82、及び入力デバイス83は、前述したコンソール400における処理回路40、記憶回路41、ディスプレイ42、及び入力デバイス43と類似の機能を有しているため、説明を省略する。   The processing circuit 80, the storage circuit 81, the display 82, and the input device 83 have functions similar to those of the processing circuit 40, the storage circuit 41, the display 42, and the input device 43 in the console 400 described above. Omitted.

血管分離表示装置800の入力インタフェース801は、有線又は無線のネットワーク、或いは、専用又は汎用の通信回線を介してデータを入力したり、光ディスクやUSBメモリ等の記憶媒体を介してデータを入力したりするインタフェース回路である。本実施形態の血管分離表示装置800では、入力インタフェース801を介して、前述した磁気共鳴イメージング装置1で生成された画像A(即ち、第1画像)及び画像B(即ち、第2画像)を、処理回路80の第1画像入力機能802、及び、第2画像入力機能803が入力する。   The input interface 801 of the blood vessel separation display device 800 inputs data via a wired or wireless network, a dedicated or general-purpose communication line, or inputs data via a storage medium such as an optical disk or a USB memory. Interface circuit. In the blood vessel separation display device 800 of the present embodiment, the image A (that is, the first image) and the image B (that is, the second image) generated by the above-described magnetic resonance imaging apparatus 1 are input via the input interface 801. A first image input function 802 and a second image input function 803 of the processing circuit 80 are input.

処理回路80の画像処理機能410が行う処理は、前述した磁気共鳴イメージング装置1と同じであり、説明を省略する。実施形態の血管分離表示装置800によれば、入力した画像A及び画像Bに対する処理によって、撮像領域内の血液がどの流入血管から流入しているのかを簡便に区別することができる。   The processing performed by the image processing function 410 of the processing circuit 80 is the same as that of the magnetic resonance imaging apparatus 1 described above, and a description thereof will be omitted. According to the blood vessel separation and display device 800 of the embodiment, it is possible to easily distinguish from which inflow blood vessel the blood in the imaging region is flowing in by processing the input images A and B.

以上説明してきたように、各実施形態の磁気共鳴イメージング装置及び血管分離表示装置は、複数の流入血管から撮像領域に血液が流入する状況において、撮像領域内の血液がどの流入血管から流入しているのかを簡便に区別することができる。   As described above, the magnetic resonance imaging apparatus and the blood vessel separation and display apparatus of each embodiment are designed such that, in a situation where blood flows from a plurality of inflow vessels into the imaging area, blood in the imaging area flows from any inflow vessel. Can be easily distinguished.

なお、各実施形態の記載における撮像条件設定機能は、特許請求の範囲の記載における設定部の一例である。また、各実施形態の記載における第1画像生成機能及び第2画像生成機能は、特許請求の範囲の記載における生成部の一例である。また、各実施形態の記載における、画像処理機能は、特許請求の範囲の記載における処理部の一例である。   Note that the imaging condition setting function described in each embodiment is an example of a setting unit described in the claims. Further, the first image generation function and the second image generation function in the description of each embodiment are examples of the generation unit in the description of the claims. Further, the image processing function in the description of each embodiment is an example of a processing unit in the description of the claims.

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。   Although several embodiments of the present invention have been described, these embodiments are provided by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in other various forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the spirit of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and gist of the invention, and are also included in the invention described in the claims and equivalents thereof.

1 磁気共鳴イメージング装置
40、80 処理回路
41、81 記憶回路
42、82 ディスプレイ
43、83 入力デバイス
400 コンソール
401 撮影条件設定機能
402 第1画像生成機能
403 第2画像生成機能
410 画像処理機能
411 差分処理機能
412 MIP処理機能
413 minIP処理機能
414 フュージョン画像生成機能
600 収集部
800 血管分離表示装置
801 入力インタフェース
802 第1画像入力機能
803 第2画像入力機能
Reference Signs List 1 magnetic resonance imaging apparatus 40, 80 processing circuit 41, 81 storage circuit 42, 82 display 43, 83 input device 400 console 401 imaging condition setting function 402 first image generation function 403 second image generation function 410 image processing function 411 difference processing Function 412 MIP processing function 413 minIP processing function 414 Fusion image generation function 600 Collection unit 800 Vascular separation display device 801 Input interface 802 First image input function 803 Second image input function

Claims (11)

撮像領域に血液を供給する第1の流入血管に対して、第1のラベリングパルスを局所的に印加し、前記第1のラベリングパルスの印加から所定の遅延時間後、前記撮像領域から第1の磁気共鳴信号を収集する第1のパルスシーケンスと、前記撮像領域に血液を供給する、前記第1の流入血管とは異なる第2の流入血管に対して、第2のラベリングパルスを局所的に印加し、その後、前記撮像領域からの第2の磁気共鳴信号を収集するための第2のパルスシーケンスと、を設定する設定部と、
前記第1及び第2のパルスシーケンスの印加によって収集された前記第1及び第2の磁気共鳴信号から、第1の画像及び第2の画像を夫々生成する生成部と、
前記第1の画像と前記第2の画像との差分に基づき、前記撮像領域内の複数の血管を、前記第1の流入血管に由来する第1血管と、前記第2の流入血管に由来する第2血管とに区別する処理部と、
を有する磁気共鳴イメージング装置。
A first labeling pulse is locally applied to a first inflow blood vessel that supplies blood to an imaging region, and after a predetermined delay time from the application of the first labeling pulse, a first labeling pulse is applied from the imaging region to a first inflowing blood vessel. A first pulse sequence for acquiring a magnetic resonance signal, and a second labeling pulse is locally applied to a second inflow vessel different from the first inflow vessel for supplying blood to the imaging region. A setting unit for setting a second pulse sequence for collecting a second magnetic resonance signal from the imaging region,
A generation unit configured to generate a first image and a second image from the first and second magnetic resonance signals collected by applying the first and second pulse sequences, respectively;
Based on a difference between the first image and the second image, a plurality of blood vessels in the imaging region are derived from a first blood vessel derived from the first inflow blood vessel and a plurality of blood vessels derived from the second inflow blood vessel. A processing unit for distinguishing the second blood vessel from the second blood vessel;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:
前記生成部は、前記第1の画像及び前記第2の画像を夫々絶対値画像として生成し、
前記処理部は、前記第1の画像及び前記第2の画像の夫々の画素値の、符号を含めた差分値に基づいて、前記撮像領域内の複数の血管を、前記第1の流入血管に由来する前記第1血管と、前記第2の流入血管に由来する前記第2血管とに区別する、
請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。
The generating unit generates the first image and the second image as absolute value images, respectively.
The processing unit sets a plurality of blood vessels in the imaging region to the first inflow blood vessel based on a difference value including a sign of each pixel value of the first image and the second image. Distinguishing the first blood vessel derived from the second blood vessel derived from the second inflow blood vessel,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
前記生成部は、前記第1の画像及び前記第2の画像を夫々絶対値画像として生成し、
前記処理部は、前記第2の画像から前記第1の画像を減算した差分画像に対して、MIP(Maximum Intensity Projection)法を適用して、前記撮像領域内の複数の血管から前記第1の流入血管に由来する前記第1血管を抽出する一方、前記差分画像に対して、minIP(minimum Intensity Projection)法を適用して、前記撮像領域内の複数の血管から前記第2の流入血管に由来する前記第2血管を抽出する、
請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。
The generating unit generates the first image and the second image as absolute value images, respectively.
The processing unit applies a MIP (Maximum Intensity Projection) method to a difference image obtained by subtracting the first image from the second image to obtain a first image from a plurality of blood vessels in the imaging region. While extracting the first blood vessel derived from the inflowing blood vessel, the difference image is subjected to minIP (minimum Intensity Projection) to obtain the second inflowing blood vessel from a plurality of blood vessels in the imaging region. Extracting the second blood vessel
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
前記生成部は、前記第1の画像及び前記第2の画像を夫々絶対値画像として生成し、
前記処理部は、前記第1の画像から前記第2の画像を減算した差分画像に対して、MIP(Maximum Intensity Projection)法を適用して、前記撮像領域内の複数の血管から前記第2の流入血管に由来する前記第2血管を抽出する一方、前記差分画像に対して、minIP(minimum Intensity Projection)法を適用して、前記撮像領域内の複数の血管から前記第1の流入血管に由来する前記第1血管を抽出する、
請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。
The generating unit generates the first image and the second image as absolute value images, respectively.
The processing unit applies a MIP (Maximum Intensity Projection) method to a difference image obtained by subtracting the second image from the first image to obtain a second image from a plurality of blood vessels in the imaging region. While extracting the second blood vessel derived from the inflowing blood vessel, the difference image is subjected to minIP (minimum Intensity Projection) to obtain the first inflowing blood vessel from a plurality of blood vessels in the imaging region. Extracting the first blood vessel,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
前記処理部は、抽出した前記第1血管と、前記第2血管とを互いに識別可能に合成し、前記撮像領域内の複数の血管が、前記第1の流入血管に由来する前記第1血管と前記第2の流入血管に由来する前記第2血管とに区別されたフュージョン画像を生成する、
請求項3又は4に記載の磁気共鳴イメージング装置。
The processing unit synthesizes the extracted first blood vessel and the second blood vessel so that they can be distinguished from each other, and a plurality of blood vessels in the imaging region are combined with the first blood vessel derived from the first inflowing blood vessel. Generating a fusion image distinguished from the second blood vessel derived from the second inflow vessel;
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3.
前記設定部は、前記第1のラベリングパルスの印加によって生じる第1のMT(Magnetic Transfer)効果と、前記第2のラベリングパルスの印加によって生じる第2のMT効果とが、前記差分によって相殺されるように、前記第1のラベリングパルスの印加領域と前記第2のラベリングパルスの印加領域を設定する、
請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。
The setting unit cancels the first MT (Magnetic Transfer) effect generated by applying the first labeling pulse and the second MT effect generated by applying the second labeling pulse by the difference. And setting an application area of the first labeling pulse and an application area of the second labeling pulse.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
前記設定部は、前記第1のラベリングパルスの印加領域と前記第2のラベリングパルスの印加領域とを、前記第1のラベリングパルスの印加によって生じる第1のMT(Magnetic Transfer)効果と、前記第2のラベリングパルスの印加によって生じる第2のMT効果とが、前記差分によっても相殺されない位置に設定する場合には、前記第1のラベリングパルスの直後に前記第2のMT効果を相殺するための第1のコントロールパルスを印加し、前記第2のコントロールパルスの直後に前記第1のMT効果を相殺するための第2のコントロールパルスを印加する、
請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。
The setting unit may be configured to set a first labeling pulse application area and a second labeling pulse application area to a first MT (Magnetic Transfer) effect generated by applying the first labeling pulse, When the second MT effect generated by the application of the second labeling pulse is set at a position that is not canceled by the difference, the second MT effect is used to cancel the second MT effect immediately after the first labeling pulse. Applying a first control pulse, and applying a second control pulse for canceling the first MT effect immediately after the second control pulse;
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
前記設定部は、前記第1のラベリングパルスの印加領域が、前記第1の流入血管の他に、前記第1の流入血管及び前記第2の流入血管以外の第3の流入血管を含む場合には、前記第2のラベリングパルスの印加領域を、前記第2の流入血管の他に、前記第3の流入血管を含むように設定する、
請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。
The setting unit may be configured such that the application region of the first labeling pulse includes, in addition to the first inflow vessel, a third inflow vessel other than the first inflow vessel and the second inflow vessel. Sets an application area of the second labeling pulse so as to include the third inflow blood vessel in addition to the second inflow blood vessel.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
前記設定部は、
前記第1のラベリングパルスを右内頸動脈に印加し、前記第1の磁気共鳴信号を頭部から収集する前記第1のパルスシーケンスと、
前記第2のラベリングパルスを左内頸動脈に印加し、前記第2の磁気共鳴信号を前記頭部から収集する前記第2のパルスシーケンスと、
を設定する、
請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。
The setting unit includes:
Applying the first labeling pulse to the right internal carotid artery and collecting the first magnetic resonance signal from the head;
Applying the second labeling pulse to the left internal carotid artery and collecting the second magnetic resonance signal from the head;
Set,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
ラベリングパルスと、前記ラベリングパルスの印加から所定の遅延時間後にデータを収集するパルスシーケンスであって、撮像領域に血液を供給する複数の流入血管に対して、前記ラベリングパルスを複数の流入血管にそれぞれ局所的に印加する複数のパルスシーケンス、を設定する設定部と、
前記複数のパルスシーケンスの印加によって収集された複数の磁気共鳴信号のセットから、複数の画像を夫々生成する生成部と、
前記複数の画像間の差分によって、前記撮像領域内の複数の血管を、前記複数の流入血管に由来する夫々の血管に区別する処理部と、
を有する磁気共鳴イメージング装置。
A labeling pulse, a pulse sequence for collecting data after a predetermined delay time from the application of the labeling pulse, for a plurality of inflow vessels supplying blood to an imaging region, the labeling pulse is applied to a plurality of inflow vessels, respectively. A setting unit for setting a plurality of pulse sequences to be applied locally;
From a set of a plurality of magnetic resonance signals collected by the application of the plurality of pulse sequences, a generating unit that respectively generates a plurality of images,
By a difference between the plurality of images, a processing unit that distinguishes a plurality of blood vessels in the imaging region into respective blood vessels derived from the plurality of inflow blood vessels,
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:
撮像領域に血液を供給する第1の流入血管に対して、第1のラベリングパルスを局所的に印加し、前記第1のラベリングパルスの印加から所定の遅延時間後、前記撮像領域から第1の磁気共鳴信号を収集する第1のパルスシーケンスと、前記撮像領域に血液を供給する、前記第1の流入血管とは異なる第2の流入血管に対して、第2のラベリングパルスを局所的に印加し、その後、前記撮像領域からの第2の磁気共鳴信号を収集するための第2のパルスシーケンスの印加によって収集された前記第1及び第2の磁気共鳴信号から生成された、第1の画像及び第2の画像を入力する入力部と、
前記第1の画像と前記第2の画像との差分に基づき、前記撮像領域内の複数の血管を、前記第1の流入血管に由来する第1血管と、前記第2の流入血管に由来する第2血管とに分離する処理部と、
分離された前記第1血管及び前記第2血管の少なくとも一方を表示する表示部と、
を有する血管分離表示装置。
A first labeling pulse is locally applied to a first inflow blood vessel that supplies blood to an imaging region, and after a predetermined delay time from the application of the first labeling pulse, a first labeling pulse is applied from the imaging region to a first inflowing blood vessel. A first pulse sequence for acquiring a magnetic resonance signal, and a second labeling pulse is locally applied to a second inflow vessel different from the first inflow vessel for supplying blood to the imaging region. And then generating a first image generated from the first and second magnetic resonance signals acquired by applying a second pulse sequence for acquiring a second magnetic resonance signal from the imaging region And an input unit for inputting a second image and
Based on a difference between the first image and the second image, a plurality of blood vessels in the imaging region are derived from a first blood vessel derived from the first inflow blood vessel and a plurality of blood vessels derived from the second inflow blood vessel. A processing unit for separating into a second blood vessel;
A display unit that displays at least one of the separated first blood vessel and the second blood vessel;
A blood vessel separation display device comprising:
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