JP6483269B2 - Magnetic resonance imaging apparatus and imaging sequence generation method - Google Patents
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Description
本発明は、Magnetic Resonance Imaging(以下、MRI)装置に関し、特に、2次元選択励起パルス(以下、2DRFパルス)をラベルパルスとして複数個所に印加し、特定血管の支配領域を確認する非造影パーフュージョン撮像に関する。 The present invention relates to a Magnetic Resonance Imaging (hereinafter referred to as MRI) apparatus, and in particular, a non-contrast perfusion that confirms a dominant region of a specific blood vessel by applying a two-dimensional selective excitation pulse (hereinafter referred to as a 2DRF pulse) as a label pulse to a plurality of locations. It relates to imaging.
2次元選択励起パルス(以下、2DRFパルス)をラベルパルスとして用いた頭部の非造影パーフュージョン撮像や、通常のスライス選択励起のラベルパルスを用いた肝臓の非造影パーフュージョン撮像が知られている(例えば、非特許文献1、非特許文献2参照)。
Non-contrast perfusion imaging of the head using a two-dimensional selective excitation pulse (hereinafter referred to as 2DRF pulse) as a label pulse and non-contrast perfusion imaging of the liver using a label pulse of normal slice selective excitation are known. (For example, see Non-Patent
また、一般に、酸素分圧に応じて、T1値が変化することが知られている(例えば、非特許文献3参照)。 Further, it is generally known that the T1 value changes according to the oxygen partial pressure (see, for example, Non-Patent Document 3).
上述のように、従来、肝臓等、頭部以外で複数の血管により養生されている組織については、スライス選択励起のラベルパルスを用いた非造影パーフュージョン撮像が行われている。この撮像には以下の課題がある。 As described above, conventionally, non-contrast perfusion imaging using a label pulse for slice selective excitation is performed on a tissue such as the liver that is cured by a plurality of blood vessels other than the head. This imaging has the following problems.
1)肝臓、特に動脈の近傍は拍動により動いている。このため、この動きにより、血管と肝実質との描出能が低下しやすい。 1) The liver, especially the vicinity of the artery, moves due to pulsation. For this reason, this movement tends to reduce the ability to depict blood vessels and liver parenchyma.
2)肝臓は肝動脈と門脈の2系統から養生される。腫瘍は、肝動脈からの養生が支配的である。従って、腫瘍であるか否かの判断には、肝動脈と門脈とのいずれの支配領域であるかの判別が必須である。しかしながら、スライス選択励起のラベルパルス(IR)では、解剖学的な配置から、肝臓実質を抑制せずに肝動脈と門脈とを個別にラベルする事は困難である。なお、肝臓実質が一部描出できないことを許容して、個別にラベルする場合、複数回の撮像が必要となり、検査効率が悪い。 2) The liver is cured from the two systems of hepatic artery and portal vein. Tumors are dominated by hepatic artery curing. Therefore, to determine whether or not the tumor is a tumor, it is essential to determine which region is the hepatic artery or portal vein. However, with the label pulse (IR) of slice selective excitation, it is difficult to label the hepatic artery and portal vein individually without suppressing the liver parenchyma from the anatomical arrangement. In addition, in the case where the liver parenchyma is allowed to be partially rendered and is individually labeled, a plurality of imaging operations are required, and the examination efficiency is poor.
3)非造影パーフュージョンでは、ラベルした血液が組織の灌流領域に到達したタイミングで生じる数%の僅かな信号低下に注目し、画像化する。従って、ラベルパルスの印加からデータ取得までの時間(ディレイ時間)が非常に重要である。しかしながら、肝臓の養生血管である肝動脈と門脈とでは、最適なディレイ時間が異なり、両血流に最適なDelayでデータを取得することができず、灌流が過小評価される可能性や、肝動脈と門脈の支配領域を明確に分けることができない可能性がある。なお、肝動脈と門脈とで最適なディレイ時間が異なるのは、最適なディレイ時間を決定する要因である、血流速度、T1値、ラベル位置から灌流域までの距離などが、両者は異なるためである。 3) In non-contrast perfusion, we focus on the slight signal drop of several percent that occurs when the labeled blood reaches the perfusion region of the tissue and image it. Therefore, the time (delay time) from application of the label pulse to data acquisition is very important. However, the optimal delay time differs between the hepatic artery and portal vein, which are the hepatic blood vessels, and data cannot be acquired with the optimal Delay for both blood flows, and the perfusion may be underestimated, It is possible that the dominant region of the hepatic artery and portal vein cannot be clearly separated. Note that the optimal delay time differs between the hepatic artery and portal vein, which are factors that determine the optimal delay time, such as blood flow velocity, T1 value, and distance from the label position to the perfusion area. Because.
これは、肝臓に限らず、動脈と静脈とによる灌流領域が混在している組織、あるいは、複数の静脈による灌流領域を別箇に観察したい組織において、MRI装置による非造影パーフュージョン撮像を行う場合の共通の課題である。 This applies to non-contrast perfusion imaging using an MRI device not only in the liver, but also in tissues where perfusion areas of arteries and veins are mixed, or in tissues where multiple perfusion areas of veins are to be observed separately It is a common problem.
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、複数の血管による灌流領域が混在している組織の、血管毎の灌流領域が明確に区別された灌流画像を、検査時間の延長を抑えて得る技術を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and a perfusion image of a tissue in which perfusion regions of a plurality of blood vessels are mixed and in which perfusion regions for each blood vessel are clearly distinguished can be obtained while suppressing an increase in examination time. The purpose is to provide the technology to obtain.
本発明によれば、複数の血管による灌流領域が混在している組織に関し、血管毎の灌流領域が明確に区別された灌流画像を得るにあたり、各血管のラベルパルスに2次元選択励起パルス(2DRFパルス)を用いる。また、各ラベルパルスの印加位置を決定後、血管毎にディレイ時間を決定し、この決定したディレイ時間を用いて撮像シーケンスを組み立てる。 According to the present invention, regarding a tissue in which perfusion regions of a plurality of blood vessels are mixed, in order to obtain a perfusion image in which perfusion regions for each blood vessel are clearly distinguished, a two-dimensional selective excitation pulse (2DRF Pulse). Further, after determining the application position of each label pulse, a delay time is determined for each blood vessel, and an imaging sequence is assembled using the determined delay time.
撮像シーケンスの組み立てにあたっては、2番目以降に印加するラベルパルスは、先に印加するラベルパルスのディレイ時間内であって、対応するデータ取得期間の直前に印加する。このとき、体動の影響の大きい血流に関しては、トリガを基準にラベルパルスの印加タイミングを設定する。 In assembling the imaging sequence, the label pulse to be applied after the second is applied within the delay time of the label pulse to be applied first and immediately before the corresponding data acquisition period. At this time, the label pulse application timing is set based on the trigger for blood flow that is greatly affected by body movement.
本発明によれば、複数の血管による灌流領域が混在している組織の、血管毎の灌流領域が明確に区別された灌流画像を、検査時間の延長を抑えて取得できる。 According to the present invention, it is possible to acquire a perfusion image of a tissue in which perfusion regions of a plurality of blood vessels are mixed, in which perfusion regions for each blood vessel are clearly distinguished, while suppressing an increase in examination time.
<<第一の実施形態>>
以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは、基本的に同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。<< First Embodiment >>
Hereinafter, a first embodiment to which the present invention is applied will be described. Hereinafter, in all the drawings for explaining the embodiments of the present invention, those having the same function are basically denoted by the same reference numerals, and repeated description thereof is omitted.
まず、本実施形態のMRI装置の構成について説明する。図1Aは本実施形態のMRI装置100のブロック図である。本実施形態のMRI装置100は、NMR現象を利用して被検体101の断層画像を得る装置である。図1Aに示すように、静磁場発生磁石102と、傾斜磁場コイル103及び傾斜磁場電源106と、送信RFコイル(送信コイル)104及びRF送信部107と、受信RFコイル(受信コイル)105及び信号検出部108と、信号処理部109と、シーケンサ110と、制御部120と、表示装置121と、操作部122と、記憶装置123と、被検体101を搭載してその被検体101を静磁場発生磁石102の内部に出し入れするベッド111と、を備える。
First, the configuration of the MRI apparatus of this embodiment will be described. FIG. 1A is a block diagram of the
静磁場発生磁石102は、静磁場を発生する静磁場発生部として機能する。静磁場発生磁石102は、垂直磁場方式であれば被検体101の体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば体軸方向に、それぞれ均一な静磁場を発生させるもので、被検体101の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置される。 The static magnetic field generating magnet 102 functions as a static magnetic field generating unit that generates a static magnetic field. The static magnetic field generating magnet 102 generates a uniform static magnetic field in the direction perpendicular to the body axis of the subject 101 in the vertical magnetic field method and in the body axis direction in the horizontal magnetic field method. A permanent magnet type, normal conducting type or superconducting type static magnetic field generating source is arranged around the.
傾斜磁場コイル103と傾斜磁場電源106とは、静磁場中に配置された被検体101に対し、傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加部として機能する。傾斜磁場コイル103は、MRI装置の実空間座標系(静止座標系)であるX,Y,Zの3軸方向に巻かれたコイルである。それぞれの傾斜磁場コイルは、それを駆動する傾斜磁場電源106に接続され、電流が供給される。具体的には、各傾斜磁場コイルの傾斜磁場電源106は、それぞれ後述のシーケンサ110からの命令に従って駆動されて、それぞれの傾斜磁場コイル103に電流を供給する。これにより、X,Y,Zの3軸方向に傾斜磁場Gx,Gy,Gzが発生する。
The gradient magnetic field coil 103 and the gradient magnetic field power source 106 function as a gradient magnetic field application unit that applies a gradient magnetic field to the subject 101 arranged in a static magnetic field. The gradient magnetic field coil 103 is a coil wound in the three-axis directions of X, Y, and Z that are the real space coordinate system (stationary coordinate system) of the MRI apparatus. Each of the gradient magnetic field coils is connected to a gradient magnetic field power source 106 for driving the gradient coil and supplied with a current. Specifically, the gradient magnetic field power supply 106 of each gradient coil is driven according to a command from a
例えば、2次元スライス面の撮像時には、スライス面(撮像断面)に直交する方向にスライス傾斜磁場パルス(Gs)が印加されて被検体101に対するスライス面が設定される。そのスライス面に直交し、且つ互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード(リードアウト)傾斜磁場パルス(Gf)とが印加され、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報がエンコードされる。 For example, when imaging a two-dimensional slice plane, a slice gradient magnetic field pulse (Gs) is applied in a direction orthogonal to the slice plane (imaging section) to set the slice plane for the subject 101. A phase encoding gradient magnetic field pulse (Gp) and a frequency encoding (leadout) gradient magnetic field pulse (Gf) are applied in the remaining two directions orthogonal to the slice plane and orthogonal to each other, and the echo signal in each direction is applied. Location information is encoded.
送信コイル104とRF送信部107とは、被検体101の磁化を所定のフリップ角で励起させる高周波磁場パルス(RFパルス)を送信する高周波磁場送信部として機能する。送信コイル104は、被検体101にRFパルスを照射するコイルであり、RF送信部107に接続され、RF送信部107からRFパルス電流が供給される。送信コイル104から被検体101にRFパルスを照射することにより、被検体101の生体組織を構成する原子の原子核スピンにNMR現象が誘起される。
The transmission coil 104 and the
具体的には、RF送信部107は、後述のシーケンサ110からの命令に従って駆動され、高周波パルスを振幅変調し、増幅し、被検体101に近接して配置される送信コイル104に供給する。供給された高周波パルスが、送信コイル104から被検体101に照射される。
Specifically, the
受信コイル105と信号検出部108とは、被検体101が発生するエコー信号を受信する信号受信部として機能する。受信コイル105は、被検体101の生体組織を構成する原子核スピンのNMR現象により放出されるNMR信号(エコー信号)を受信するコイルであり、信号検出部108に接続され、受信したエコー信号を信号検出部108に送る。信号検出部108は、受信コイル105で受信したエコー信号の検出処理を行う。
The reception coil 105 and the
具体的には、送信コイル104から照射されたRFパルスによって誘起された被検体101の応答のエコー信号は、被検体101に近接して配置された受信コイル105で受信されると、信号検出部108に送られる。信号検出部108は、後述のシーケンサ110からの命令に従って、受信されたエコー信号を増幅し、直交位相検波により直交する二系統の信号に分割し、それぞれを所定数(例えば128,256,512等)サンプリングし、各サンプリング信号をA/D変換してディジタル量に変換し、後述の信号処理部109に送る。このように、エコー信号は所定数のサンプリングデータからなる時系列のデジタルデータ(以下、エコーデータという)として得られる。
Specifically, when the echo signal of the response of the subject 101 induced by the RF pulse irradiated from the transmission coil 104 is received by the reception coil 105 disposed in the vicinity of the subject 101, the signal detection unit Sent to 108. The
信号処理部109は、エコーデータに対して各種の信号処理を行い、処理後のエコーデータを制御部120に送る。
The
シーケンサ110は、被検体101の断層画像の再構成に必要なデータ収集のための種々の命令を、主に、傾斜磁場電源106と、RF送信部107と、信号検出部108に送信し、これらを制御する。具体的には、シーケンサ110は、後述する制御部120の制御で動作し、撮像シーケンスに従って、傾斜磁場電源106、RF送信部107及び信号検出部108を制御して、被検体101へのRFパルスと傾斜磁場パルスとの印加、および被検体101からのエコー信号の検出を繰り返し実行し、被検体101の撮像領域の画像の再構成に必要なエコーデータを収集する。
The
制御部120は、シーケンサ110の制御、各種データ処理、処理結果の表示、および保存等の制御を行うものであって、CPU及びメモリを内部に有する。本実施形態では、上述の信号受信部が受信したエコー信号から画像を再構成するとともに、撮像シーケンスに従って、シーケンサ110に傾斜磁場印加部、高周波磁場送信部、信号受信部の動作を制御する指令を与える。なお、撮像シーケンスは、ユーザにより設定された撮像パラメータおよびユーザにより指定されたパルスシーケンスにより生成される。
The
本実施形態の制御部120は、具体的には、シーケンサ110を制御してエコーデータの収集を実行させ、収集されたエコーデータを、そのエコーデータに印加されたエンコード情報に基づいて、メモリのk空間に相当する領域に記憶する。メモリのk空間に相当する領域に記憶されたエコーデータ群をk空間データともいう。そして、このk空間データに対して信号処理やフーリエ変換による画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体101の画像を、後述の表示装置121に表示させると共に記憶装置123に記録する。
Specifically, the
表示装置121および操作部122は、MRI装置100の各種制御情報や演算処理に必要な情報および演算処理結果をユーザとやりとりするインタフェースである。本実施形態のMRI装置100は、表示装置121および操作部122を介して、ユーザからの入力を受け付ける。この操作部122は表示装置121に近接して配置され、操作者が表示装置121を見ながら操作部122を通してインタラクティブにMRI装置100の各種処理を制御する。例えば、表示装置121は、再構成された被検体101の画像等を表示する。また、操作部122は、入力装置となるトラックボール、マウス、キーボード等の少なくとも1つを備える。
The
記憶装置123は、MRI装置100の動作に必要な情報、処理途中のデータ等が記憶される。例えば、光ディスク、磁気ディスク等で構成される。
The
なお、図1Aにおいて、送信コイル104と傾斜磁場コイル103とは、被検体101が挿入される静磁場発生磁石102の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体101に対向して、水平磁場方式であれば被検体101を取り囲むようにして設置される。また、受信コイル105は、被検体101に対向して、或いは取り囲むように設置される。 In FIG. 1A, the transmission coil 104 and the gradient magnetic field coil 103 are opposed to the subject 101 in the static magnetic field space of the static magnetic field generating magnet 102 into which the subject 101 is inserted, in the case of the vertical magnetic field method, If the horizontal magnetic field method is used, the object 101 is installed so as to surround it. The receiving coil 105 is installed so as to face or surround the subject 101.
また、例えば、心電同期、呼吸同期撮像のように、被検体101の周期的体動に同期して撮像を行う場合、被検体101の周期的体動を検出する体動検出装置124をさらに備えていてもよい。体動検出装置124は、被検体101の、検出対象の体動を検出可能な位置に設置される。検出した体動情報は、制御部120に送信される。
Further, for example, when imaging is performed in synchronization with the periodic body movement of the subject 101, such as electrocardiogram synchronization and respiratory synchronization imaging, a body movement detection device 124 for detecting the periodic body movement of the subject 101 is further provided. You may have. The body movement detection device 124 is installed at a position of the subject 101 where the body movement to be detected can be detected. The detected body motion information is transmitted to the
現在のMRI装置100の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体101の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。MRI装置100では、プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮像する。このとき、MRIでは、特定領域のプロトンのみを励起するため、RFパルスを傾斜磁場とともに印加する。
The imaging target nuclide of the
本実施形態では、ラベルパルスを印加して、特定血管の支配領域を確認する非造影パーフュージョン撮像のラベルパルスに2次元選択励起パルス(2DRFパルス)を用いる。 In the present embodiment, a two-dimensional selective excitation pulse (2DRF pulse) is used as a label pulse for non-contrast perfusion imaging in which a label pulse is applied to confirm a dominant region of a specific blood vessel.
複数の異なる血管により養生される組織において、各血管それぞれにラベルパルスを印加し、当該血管の血流の支配領域を確認する。このとき、血管毎に、ラベルパルスの印加からデータ取得までの時間(以下、ディレイ時間と呼ぶ)を算出する。好ましくは、最適なディレイ時間を算出する。そして、算出したディレイ時間を用いて1つの撮像シーケンスを生成する。そして生成した撮像シーケンスに従って、撮像を実行する。 In a tissue cured by a plurality of different blood vessels, a label pulse is applied to each of the blood vessels to confirm the dominant region of the blood flow of the blood vessels. At this time, the time from label pulse application to data acquisition (hereinafter referred to as delay time) is calculated for each blood vessel. Preferably, an optimum delay time is calculated. Then, one imaging sequence is generated using the calculated delay time. Then, imaging is executed according to the generated imaging sequence.
これを実現するため、本実施形態の制御部120は、図1Bに示すように、複数の異なる血管それぞれのディレイ時間(好ましくは最適なディレイ時間)を決定するディレイ時間決定部130と、決定したディレイ時間を用いて、1つの撮像シーケンスを生成する撮像シーケンス生成部140と、生成した撮像シーケンスを含む、予め定めた撮像シーケンスに従って撮像を行い、灌流画像を得る撮像部150と、再構成画像に各種の処理を加え、表示装置121に表示する画像を生成する画像生成部160と、ユーザから各種の指示を受け付ける受付部170と、を備える。
In order to realize this, the
制御部120が実現する各機能は、記憶装置123に格納されたプログラムを、制御部120のCPUがメモリにロードして実行することにより実現される。また、全部または一部の機能は、ASIC(Application Specific Integrated Circuit)、FPGA(field-programmable gate array)などのハードウェアによって実現してもよい。また、各機能の処理に用いる各種のデータ、処理中に生成される各種のデータは、記憶装置123に格納される。
Each function realized by the
また、ディレイ時間決定部130、撮像シーケンス生成部140、画像生成部160の少なくとも一つの処理部は、制御部120が実現しなくてもよい。MRI装置100とデータの送受信が可能な、MRI装置100とは独立した情報処理装置上に構築されてもよい。
Further, at least one processing unit of the delay
なお、本実施形態でラベルパルスに用いる2次元選択励起パルス(2DRFパルス)は、傾斜磁場とともに印加し、局所領域をシリンダ型に励起するRFパルスである。 Note that the two-dimensional selective excitation pulse (2DRF pulse) used for the label pulse in this embodiment is an RF pulse that is applied together with a gradient magnetic field and excites a local region into a cylinder type.
以下、本実施形態では、図2(a)に示すように、撮像対象組織を肝臓200とし、支配領域を観察する血管(観察対象血管)として、動脈である肝動脈210と、静脈である門脈220とする場合を例にあげて説明する。
Hereinafter, in the present embodiment, as shown in FIG. 2 (a), the imaging target tissue is the
従って、本実施形態の撮像シーケンスは、図2(b)に示すように、第一の血管(肝動脈210)による撮像対象組織(肝臓200)の灌流画像である第一の灌流画像を得る第一の非造影パーフュージョンシーケンス501と、第二の血管(門脈220)による撮像対象組織(肝臓200)の灌流画像である第二の灌流画像を得る第二の非造影パーフュージョンシーケンス502と、を備える。また、第一の非造影パーフュージョンシーケンス501は、第一のラベルパルス(動脈用ラベルパルス)510および第一のデータ取得シーケンス(動脈用データ取得シーケンス)512を備え、第二の非造影パーフュージョンシーケンス502は、第二のラベルパルス(静脈用ラベルパルス)520および第二のデータ取得シーケンス(静脈用データ取得シーケンス)522を備える。
Therefore, the imaging sequence of the present embodiment obtains a first perfusion image that is a perfusion image of the imaging target tissue (liver 200) by the first blood vessel (hepatic artery 210), as shown in FIG. One
本実施形態の撮像シーケンス生成部140は、これらの第一の非造影パーフュージョンシーケンス501と第二の非造影パーフュージョンシーケンス502とを組み合わせ、撮像シーケンスを生成する。
The imaging
そして、ディレイ時間決定部130は、第一のラベルパルス510の印加から第一のデータ取得シーケンス512開始までの第一のディレイ時間511および第二のラベルパルス520の印加から第二のデータ取得シーケンス522開始までの第二のディレイ時間521をそれぞれ決定する。好ましくは、ディレイ時間決定部130は、好適又は最適な第一のディレイ時間511および第二のディレイ時間521を決定する。以下、「最適」の意味は、「好適」又は「実質的に最適」の意味を含むものとする。他の実施形態でも同様である。
The delay
[撮像処理]
上記各部による処理の詳細を、本実施形態の撮像処理の流れに沿って説明する。図3は、本実施形態の撮像処理の処理フローである。本処理は、受付部170を介して、ユーザから検査開始の指示を受け付けたことを契機に開始する。[Imaging processing]
Details of the processing by each of the above-described units will be described along the flow of imaging processing of the present embodiment. FIG. 3 is a processing flow of the imaging processing of the present embodiment. This process starts when an instruction to start an inspection is received from the user via the receiving unit 170.
撮像部150は、位置決め画像の取得を含む事前撮像を行う(ステップS1101)。
本実施形態では、事前撮像として、磁場を補正するシミング等の撮像も必要に応じて行う。The imaging unit 150 performs pre-imaging including acquisition of a positioning image (step S1101).
In the present embodiment, as prior imaging, imaging such as shimming for correcting the magnetic field is also performed as necessary.
受付部170は、位置決め画像を用いて、各種の設定を受け付ける受付画面を生成し、表示装置121に表示し、当該受付画面を介して、ユーザから撮像範囲(FOV)の指定を受け付ける(ステップS1102)。
The reception unit 170 generates a reception screen for receiving various settings using the positioning image, displays the reception screen on the
ここで、受付部170が生成し、表示装置121に表示する受付画面300の例を図4に示す。本図に示すように、受付画面300は、位置決め画像表示領域310と、設定の意思を受け付けるOKボタン320とを備える。ユーザは、位置決め画像表示領域310に表示される位置決め画像上で、撮像領域311を指定する。受付部170は、指定された領域を、撮像領域311に設定する。
Here, an example of a
次に、受付部170は、肝動脈210および門脈220に対するラベルパルスの印加位置の指定を受け付ける(ステップS1103)。これらの指定は、受付画面300を介して受け付ける。
Next, the accepting unit 170 accepts designation of label pulse application positions for the
図4に示すように、ユーザは、位置決め画像表示領域310内の位置決め画像上で、第一のラベルパルス510の印加位置として肝動脈用スタック312と、第二のラベルパルス520の印加位置として門脈用スタック313とを、それぞれ、目的の血管のみにスタックが重畳するよう指定する。なお、例えば、ユーザが指定を分別しやすくするため、血管毎に、ユーザが指定したスタックの表示態様を変更してもよい。例えば、色、実線/点線などをそれ変えて表示する。
As shown in FIG. 4, on the positioning image in the positioning
なお、ユーザが特に注目する領域、例えば、腫瘍と考える領域がある場合、受付部170は、さらに関心領域(ROI)314の指定を受け付ける(ステップS1104)。ROI314も、位置決め画像上で受け付ける。ROI314を受け付けることにより、後述するように、最適なディレイ時間を、より正確に算出できる。なお、注目する領域が無い場合は、ユーザは、撮像組織(この場合は、肝臓200)全体を、ROI314と指定する。なお、ユーザがROI314を指定しない場合、撮像対象組織を自動的にROI314に設定するよう構成してもよい。
Note that if there is a region that the user particularly pays attention to, for example, a region that is considered to be a tumor, the receiving unit 170 further receives designation of a region of interest (ROI) 314 (step S1104).
次に、ユーザが指定した情報(撮像領域311、肝動脈用スタック312、門脈用スタック313、関心領域314)を用い、ディレイ時間決定部130は、各観察対象血管(ここでは、肝動脈210および門脈220)それぞれの最適なディレイ時間(以下、最適ディレイ時間または最適値)を決定するディレイ時間決定処理を行う(ステップS1105)。ディレイ時間決定処理の詳細は、後述する。
Next, using information specified by the user (
各観察対象血管の最適ディレイ時間が決定すると、撮像シーケンス生成部140は、最適ディレイ時間を反映し、撮像シーケンスを生成する撮像シーケンス生成処理を行う(ステップS1106)。撮像シーケンス生成処理の詳細も後述する。
When the optimal delay time of each observation target blood vessel is determined, the imaging
撮像部150は、生成された撮像シーケンスに従って、各部を制御し、撮像を行い、再構成画像を得、再構成画像から灌流画像(第一の潅流画像および第二の灌流画像)を得る(ステップS1107)。 The imaging unit 150 controls each unit according to the generated imaging sequence, performs imaging, obtains a reconstructed image, and obtains a perfusion image (a first perfusion image and a second perfusion image) from the reconstructed image (step S1107).
観察対象血管の支配領域を確認するための灌流画像は、ラベルパルスを印加した撮像シーケンスで得たデータから再構成された画像(ラベル有画像)と同じ撮像シーケンスでラベルパルスを印加しないで得たデータから再構成された画像(ラベル無画像)との差分画像として生成される。従って、ここでは、各血管について、ラベルパルスを印加するシーケンスと、ラベルパルスを印加しないシーケンスとを実行し、それぞれ再構成画像(ラベル有画像およびラベル無画像)を得る。そして、両者の差分を計算し、灌流画像を得る。
なお、差分処理は、フーリエ変換前のローデータ(k空間データ)で行ってもよい。The perfusion image for confirming the dominant region of the blood vessel to be observed was obtained without applying the label pulse with the same imaging sequence as the image (labeled image) reconstructed from the data obtained with the imaging sequence to which the label pulse was applied. It is generated as a difference image from an image reconstructed from data (image without label). Therefore, here, for each blood vessel, a sequence in which a label pulse is applied and a sequence in which no label pulse is applied are executed to obtain reconstructed images (labeled images and unlabeled images), respectively. And the difference of both is calculated and a perfusion image is obtained.
Note that the difference processing may be performed on raw data (k-space data) before Fourier transform.
画像生成部160は、得られた各灌流画像から、表示装置121に表示する表示画像を生成する(ステップS1108)。そして、生成した表示画像を表示装置121に表示し(ステップS1109)、処理を終了する。
The
ここで、ステップS1108で生成される表示画像を説明する。まず、画像生成部160が、観察対象の血管毎の灌流画像からそれぞれ表示画像を生成し、表示装置121に表示する例を図5(a)に示す。
Here, the display image generated in step S1108 will be described. First, an example in which the
この場合、画像生成部160は、本図に示すように、肝動脈210による灌流画像から生成した表示画像(第一の灌流画像から生成した第一の表示画像)410と、門脈220による灌流画像(第二の潅流画像から生成した第二の表示画像)420とを並べて表示する。なお、このとき、第二の表示画像420の表示態様は、第一の表示画像410の表示態様と変えてもよい。
In this case, the
また、画像生成部160は、図5(b)に示すように、各観察対象の血管の灌流画像を重畳した画像430を生成し、これを表示してもよい。すなわち、第一の表示画像と第二の表示画像とを重畳し、表示装置121に表示してもよい。なお、このとき、各血管の支配領域毎に、異なる色を付すなど、ユーザが識別可能な態様で表示する。
Further, as shown in FIG. 5 (b), the
例えば、静脈(門脈)の支配領域に青、動脈(肝動脈)の支配領域に赤を付すなどとする。これにより、ユーザは、各血管の支配領域を把握しやすくなる。すなわち、通常の肝組織は、動脈と静脈との両方で養生される。従って、赤と青との重なりで紫に表示される。しかしながら、腫瘍がある場合、腫瘍は動脈の支配領域となるため、赤に表示される。 For example, suppose that the dominant region of the vein (portal vein) is blue and the dominant region of the artery (hepatic artery) is red. This makes it easier for the user to grasp the dominant region of each blood vessel. That is, normal liver tissue is cured in both arteries and veins. Therefore, it is displayed in purple due to the overlap of red and blue. However, if there is a tumor, it is displayed in red because it is the dominant region of the artery.
なお、このような色を付した灌流画像等は、そのまま表示してもよいが、通常の形態画像に重ねて表示してもよい。これにより、腫瘍の位置がよりわかりやすくなる。 In addition, although the perfusion image etc. which attached | subjected such a color may be displayed as it is, you may overlap and display it on a normal form image. This makes it easier to understand the location of the tumor.
[ディレイ時間決定処理]
次に、本実施形態のディレイ時間決定部130によるディレイ時間決定処理の詳細を説明する。上述のように、最適なディレイ時間は、血流速度、T1値、ユーザが指定したラベル位置から灌流域までの距離などにより異なる。従って、本実施形態のディレイ時間決定部130は、実際にユーザが指定した位置にラベルパルスを印加し、撮像を行うことで決定する。また、上述のように、血流によっては、拍動など体動の影響を受ける。このため、最適ディレイ時間を決定する際の撮像は、体動の影響を受けにくい非直交系サンプリング法を用いて行う。[Delay time determination processing]
Next, details of the delay time determination process by the delay
本実施形態のディレイ時間決定部130は、観察対象血管毎に、非直交系サンプリング法を用いて体動の影響を抑えながら、k空間の一部を効率よく更新し、マルチフェーズでデータを取得し、信号変化を追い、最適なディレイ時間を決定する。
The delay
具体的には、非直交系サンプリング法の中のラディアル法の一つであるハイブリッドラディアル法を用いてエコー信号を収集する。ハイブリッドラディアル法は、ブレード単位で放射状にk空間データを収集するシーケンスである。そして、1ブレード分収集する毎に予め定めた領域内の信号値を算出し、当該信号値が最小となるブレードのデータ収集タイミングを、最適ディレイ時間とする。 Specifically, echo signals are collected using a hybrid radial method that is one of the radial methods in the non-orthogonal sampling method. The hybrid radial method is a sequence for collecting k-space data radially in units of blades. A signal value in a predetermined area is calculated every time one blade is collected, and the blade data collection timing at which the signal value is minimum is set as the optimum delay time.
すなわち、本実施形態のディレイ時間決定部130は、第一のラベルパルス510および第二のラベルパルス520それぞれの印加直後から非直交系サンプリング法で撮像対象組織(肝臓200)を撮像して得られる各k空間ブレードのエコーデータに応じて、最適値(最適ディレイ時間)をそれぞれ決定する。
That is, the delay
このとき、本実施形態のディレイ時間決定部130は、k空間ブレードのエコーデータを取得する毎に、得られる当該エコーデータを反映して再構成画像を得、再構成画像を得る毎に、予め定めた領域の信号値を計測し、その平均値を算出する、そして、算出した平均値の中から、その値が最小となる再構成画像を特定する。当該再構成画像を得る際に反映した最新のk空間ブレードのエコーデータを取得したタイミングを、最適値と決定する。
At this time, each time the delay
なお、ディレイ時間決定部130は、最適値を決定する対象の血管が動脈(肝動脈210)の場合、予め定めた関心領域(ROI314)内の信号値を計測し、最適値を決定する対象の血管が静脈(門脈220)の場合、関心領域(ROI314)外または全撮像領域311の信号値を計測する。
The delay
以下、本実施形態のディレイ時間決定部130によるディレイ時間決定処理を、当該処理の流れに沿って説明する。図6、図7は、本実施形態のディレイ時間決定処理の処理フローである。また、図8は、本実施形態のディレイ時間決定処理を説明するための図である。
Hereinafter, the delay time determination process by the delay
まず、第一の血管(ここでは、肝動脈210)の、最適ディレイ時間を決定する。 First, the optimum delay time of the first blood vessel (here, the hepatic artery 210) is determined.
ディレイ時間決定部130は、撮像領域311の中で、ROI314の重心を含み、かつ撮像領域311に平行な1スライス(図4の314)分のエコーデータを、ハイブリッドラディアル法を用いて収集する(図6:ステップS1201)。なお、ここで収集した、1スライス分の全ブレードのエコーデータを、図8に示すように、初期エコーデータ600と呼ぶ。なお、初期エコーデータ600は、メモリ等に保持しておく。
The delay
次に、ディレイ時間決定部130は、動脈用のラベルパルス(第一のラベルパルス)510を、設定した肝動脈用スタック312に印加する(図6:ステップS1202)。
Next, the delay
ここで、1スライス分のk空間を構成するブレード数をNとする(Nは1以上の整数)。なお、図8では、N=6の場合を例示する。Nをカウントするカウンタnを初期化し(図6:ステップS1203)、動脈用のラベルパルス510の印加直後からデータの収集を開始する。
Here, the number of blades constituting the k space for one slice is N (N is an integer of 1 or more). FIG. 8 illustrates the case where N = 6. A counter n for counting N is initialized (FIG. 6: Step S1203), and data collection is started immediately after application of the
そして、ディレイ時間決定部130は、n番目のブレードの1ブレード分のエコーデータ611を収集する(図6:ステップS1204)。そして、初期エコーデータ600のn番目のブレードのエコーデータを、新たに収集したエコーデータに置き換え(ステップS1205)、画像を再構成する(図6:ステップS1206)。
Then, the delay
ディレイ時間決定部130は、再構成画像上の、予め定めた領域内の信号の平均値(信号平均値)Si1AVを計測する(図6:ステップS1207)。ここで、最適ディレイ時間決定対象の血管が動脈の場合、信号平均値を計測する領域は、ROI314とする。The delay
また、計測結果は、当該ブレードのエコー信号を収集したタイミング(ラベルパルス510の印加からの経過時間t1n)に対応づけて記憶する。なお、このとき、ROI314の位置は、位置決め画像上でユーザが設定した位置を用いる。The measurement result is stored in association with the timing at which the echo signal of the blade is collected (elapsed time t1 n from the application of the label pulse 510). At this time, as the position of the
ステップS1204からステップS1207の処理を、ラベルパルス510の印加からの経過時間t1nが予め定めた時間Tを超えるまで、あるいは、カウンタnがNとなるまで、置換後のデータを初期エコーデータ600として、さらに次のブレードを更新しながら、繰返す(図6:ステップS1208、1209)。The processing from step S1204 to step S1207 is performed by using the replaced data as initial echo data 600 until the elapsed time t1 n from the application of the
そして、ディレイ時間決定部130は、最小の信号平均値Si1AVを得たタイミングt1nを、肝動脈の最適ディレイ時間Delay(A)と決定する(図6:ステップS1210)。信号平均値Si1AVが最小となるタイミングを最適ディレイ時間と決定するのは、ラベルされた血液が流入すると、その分信号値が低下するためである。特に、腫瘍は動脈から養生されるため、ROI314の信号の低下は大きい。Then, the delay
続いて、ディレイ時間決定部130は、他方(ここでは、門脈)の、最適ディレイ時間を決定する。
Subsequently, the delay
まず、ディレイ時間決定部130は、静脈用ラベルパルス520を、設定した門脈用スタック313に印加する(図7:ステップS1301)。そして、カウンタnを初期化(n=1)する(図7:ステップS1302)。ここでも、静脈用ラベルパルス520の印加直後からデータの収集を開始する。
First, the delay
ディレイ時間決定部130は、n番目のブレードの1ブレード分のエコーデータ621を収集する(図7:ステップS1303)。そして、初期エコーデータ600のn番目のブレードのエコーデータを新たに収集したエコーデータ621に置き換え(図7:ステップS1304)、画像を再構成する(図7:ステップS1305)。
The delay
ここで、ROI314として腫瘍と考えられる局所領域が設定されているか否かを判別する(図7:ステップS1306)。判別は、設定されたROI314のサイズ、位置等からディレイ時間決定部130が自動的に判別するよう構成してもよいし、ユーザが、ROI314設定時にいずれを設定したか入力するよう構成してもよい。また、この判別処理は、ブレード毎に行わなくてもよい。例えば、最初のブレードを取得した際、判別を行い、フラグ等を立てておく。その後の繰り返しでは、フラグの有無に応じて処理を行う。
Here, it is determined whether or not a local region considered to be a tumor is set as the ROI 314 (FIG. 7: Step S1306). The determination may be configured such that the delay
局所領域が設定されている場合、画像内のROI314以外の領域の信号の平均値(信号平均値)Si2AVを計測する(図7:ステップS1307)。上述のように、静脈は腫瘍には供給されないため、ラベルされた血液は、肝臓の腫瘍外の領域に流入する。従って、ラベルされた血液が流入したタイミングで信号が低下するのは、ROI314外の領域となる。When the local region is set, the average value (signal average value) Si2 AV of the region other than the
一方、撮像対象部位全体(ここでは、肝臓)がROI314として設定されている場合は、ROI314内、すなわち、撮像対象部位全体の信号平均値Si2AVを計測する(図7:ステップS1308)。On the other hand, when the entire imaging target region (here, the liver) is set as the
また、この場合も、計測結果は、当該ブレードのエコー信号を収集したタイミング(静脈用ラベルパルス520の印加からの経過時間t2n)に対応づけて記憶する。Also in this case, the measurement result is stored in association with the timing (elapsed time t2 n since the application of the vein label pulse 520) when the echo signal of the blade is collected.
ステップS1303からステップS1308の処理を、静脈用ラベルパルス520の印加からの経過時間t2nが予め定めた時間Tを超えるまで、あるいは、カウンタnがNとなるまで、ブレードを更新し、実行する(図7:ステップS1309、1310)。The processing from step S1303 to step S1308 is executed by updating the blade until the elapsed time t2 n from the application of the
そして、ディレイ時間決定部130は、最小の信号平均値を得たタイミングt2nを、門脈の最適ディレイ時間Delay(V)と決定し(図7:ステップS1311)、処理を終了する。Then, the delay
なお、ディレイ時間決定処理において、各血管のディレイ時間の決定順は、問わない。 In the delay time determination process, the order in which the delay times of each blood vessel are determined does not matter.
また、本実施形態のディレイ時間決定処理では、所定の領域の信号値が最小となるタイミングを、最適ディレイ時間と決定しているが、この手法に限定されない。例えば、ユーザが指定するよう構成してもよい。 In the delay time determination process according to the present embodiment, the timing at which the signal value in a predetermined region is minimized is determined as the optimum delay time, but the present invention is not limited to this method. For example, you may comprise so that a user may designate.
この場合、ディレイ時間決定部130は、k空間ブレード毎に、当該k空間ブレードのエコーデータを反映した画像を再構成してユーザに提示し、提示した各画像の中からユーザが選択した画像を再構成する際に反映した最新のk空間ブレードのエコーデータを得たタイミングを、最適値(最適ディレイ時間)と決定してもよい。
In this case, for each k-space blade, the delay
具体的には、ディレイ時間決定部130は、n番目のブレードのエコーデータを収集する毎に、当該ブレードのデータを更新して得られた再構成画像を表示装置121に表示していく。ユーザは、表示された1以上の画像を確認し、信号が最も低下したタイミングで取得された画像を選択する。ディレイ時間決定部130は、選択を受け、選択された画像を得たタイミングを最適ディレイ時間とする。
Specifically, every time the echo data of the nth blade is collected, the delay
なお、このとき表示する画像は、再構成した画像そのままでも良いし、初期エコーデータ600を再構成して得た初期画像に対する信号強度比画像としても良い。また、初期画像との差分画像としても良い。信号強度比画像や差分画像を作成する際には、初期画像を基準として、アフィン変換などで変形や位置ずれを補正してもよい。このようにすることで、信号の差が見やすくなる。 The image displayed at this time may be the reconstructed image as it is, or may be a signal intensity ratio image with respect to the initial image obtained by reconstructing the initial echo data 600. Moreover, it is good also as a difference image with an initial image. When creating a signal intensity ratio image or a difference image, deformation or misalignment may be corrected by affine transformation or the like using the initial image as a reference. By doing so, it becomes easier to see the difference in signals.
なお、ユーザが目視で判定するよう構成する場合、ROI314の設定は不要である。
Note that when the user makes a visual determination, it is not necessary to set the
また、ここでは、ブレードのエコー信号を取得する毎に、当該ブレードを置き換えて画像を再構成し、得られた所定領域の信号強度を用い、最適ディレイ時間を決定しているが、必ずしも画像を再構成しなくてもよい。 Here, every time the echo signal of the blade is acquired, the blade is replaced and the image is reconstructed, and the optimum delay time is determined using the obtained signal intensity of the predetermined area. There is no need to reconfigure.
例えば、ブレードの信号を取得する毎に、当該ブレードのエコー信号のピーク強度や積分値を用い、これらの値が最小となるタイミングを、最適ディレイ時間と決定するよう構成してもよい。 For example, each time a blade signal is acquired, the peak intensity or integral value of the echo signal of the blade may be used, and the timing at which these values are minimized may be determined as the optimum delay time.
すなわち、ディレイ時間決定部130は、k空間ブレードのエコーデータを取得する毎に当該エコーデータのピーク強度値および積分値のいずれか一方をエコー値として算出し、前記エコー値が最小となるk空間ブレードのエコーデータを取得したタイミングを最適値と決定してもよい。
That is, every time the echo data of the k-space blade is acquired, the delay
この場合も、ROI314を設定する必要はない。このように構成することで、より簡単に最適ディレイ時間を決定できる。
In this case, it is not necessary to set the
さらに、ここでは、非直交系サンプリング法として、ハイブリッドラディアル法のシーケンスを用いる場合を例にあげて説明したが、用いるシーケンスはこれに限定されない。
例えば、マルチショットのスパイラルサンプリング法を用いてもよい。6ショットのスパイラルサンプリング法によるk空間のサンプリング例を図9に示す。Furthermore, although the case where the hybrid radial method sequence is used as the non-orthogonal sampling method has been described as an example here, the sequence used is not limited to this.
For example, a multi-shot spiral sampling method may be used. An example of k-space sampling using the 6-shot spiral sampling method is shown in FIG.
この場合も、上記同様の手法で最適ディレイ時間を決定する。すなわち、まず、初期エコーデータを収集し、その後、1つのスパイラル軌跡上のエコーデータを収集する毎に、初期エコーデータの当該軌跡のエコーデータを更新し、画像を再構成し、所定領域の信号平均値が最小となるタイミングを最適ディレイ時間とする。あるいは、上記同様、ユーザが指定するよう構成してもよいし、画像を再構成せず、エコー信号のピーク強度や積分値を用いて最適ディレイ時間を決定してもよい。 Also in this case, the optimum delay time is determined by the same method as described above. That is, first, the initial echo data is collected, and then each time the echo data on one spiral locus is collected, the echo data of the locus of the initial echo data is updated, the image is reconstructed, and the signal of the predetermined area The timing at which the average value is minimized is set as the optimum delay time. Alternatively, similarly to the above, the user may specify, or the optimal delay time may be determined using the peak intensity or the integrated value of the echo signal without reconstructing the image.
[撮像シーケンス生成処理]
次に、本実施形態の撮像シーケンス生成部140による撮像シーケンス生成処理を説明する。図10(a)は、従来の撮像シーケンス509を、図10(b)は、本実施形態の撮像シーケンス500を、それぞれ、説明するための図である。図11は、本実施形態の撮像シーケンス生成処理の処理フローである。[Imaging sequence generation processing]
Next, imaging sequence generation processing by the imaging
従来、複数の血管にラベルパルスを印加し、それぞれ、灌流画像を得る場合、図10(a)に示すように、血管毎に、個別にラベルパルス(510、520)の印加およびデータ取得シーケンスの実行(512、522)を行っていた。このため、総撮像時間は大幅に長くなる。なお、530は心拍同期撮像時のトリガ530タイミングである。
Conventionally, when label pulses are applied to a plurality of blood vessels to obtain perfusion images, as shown in FIG. 10 (a), label pulses (510, 520) are individually applied and data acquisition sequences are performed for each blood vessel. We were performing (512, 522). For this reason, the total imaging time is significantly increased.
しかしながら、本実施形態では、図10(b)に示すように、1つの血管の撮像のディレイ時間の間に、他の1つの血管の撮像のラベルパルスを印加するよう、撮像シーケンス500を生成し、総撮像時間を個別に撮像を行っていた場合に比べ、短縮する。
However, in the present embodiment, as shown in FIG. 10 (b), the
すなわち、本実施形態の撮像シーケンス生成部140は、最適値(最適ディレイ時間)をそれぞれ第一のディレイ時間511および第二のディレイ時間521に用いるとともに、第一のディレイ時間511中であって、第一のデータ取得シーケンス512の実行開始直前に第二のラベルパルス520が印加されるよう、撮像シーケンス500を生成する。
That is, the imaging
ここで、動脈(ここでは、肝動脈210)は拍動の影響を受けるため、動脈用ラベルパルス(第一のラベルパルス)510を印加するタイミングは、心電/脈波同期で決定する必要がある。一方、静脈(ここでは、門脈220)は拍動の影響を受けないため、静脈用ラベルパルス(第二のラベルパルス)520の印加は非同期でよい。 Here, since the artery (here, the hepatic artery 210) is affected by pulsation, the timing for applying the arterial label pulse (first label pulse) 510 needs to be determined in synchronization with the electrocardiogram / pulse wave. is there. On the other hand, since the vein (here, the portal vein 220) is not affected by pulsation, the application of the vein label pulse (second label pulse) 520 may be asynchronous.
従って、撮像シーケンス生成部140は、第一のラベルパルス510が予め定めた体動に同期して印加されるよう撮像シーケンスを生成する。このため、撮像シーケンス生成部140は、まず、動脈用ラベルパルス510と、動脈用データ取得シーケンス(第一のデータ取得シーケンス)512とを設定する。
Therefore, the imaging
具体的には、撮像シーケンス生成部140は、まず、動脈用ラベルパルス510を、予め定めたトリガ530から所定の時間後に印加するよう設定する(ステップS1401)。そして、動脈用ラベルパルス510印加後、肝動脈の最適ディレイ時間Delay(A)511後のタイミングに、動脈用データ取得シーケンス512を設定する(ステップS1402)。
Specifically, the imaging
次に、撮像シーケンス生成部140は、静脈用ラベルパルス520と、静脈用データ取得シーケンス(第二のデータ取得シーケンス)522とを設定する。
Next, the imaging
具体的には、撮像シーケンス生成部140は、まず、静脈用ラベルパルス520を設定する(ステップS1403)。ここでは、静脈用ラベルパルス520は、動脈用データ取得シーケンス512の開始タイミングの直前に印加されるよう設定する。そして、静脈用ラベルパルス520印加後、門脈の最適ディレイ時間Delay(V)521後のタイミングに、静脈用データ取得シーケンス522を設定し(ステップS1404)、処理を終了する。
Specifically, the imaging
静脈用ラベルパルス520を、動脈用データ取得シーケンス512の開始タイミングの直前に印加するよう設定する理由は、2つのラベルパルス510、520の印加間隔をできる限り大きくするためである。これにより、両ラベルパルス510、520影響が混在することを抑制できる。
The reason why the
また、このように撮像シーケンス500を設定することにより、最適ディレイ時間を維持しつつ、図10(a)に示す従来の撮像シーケンス509のように個別に順に撮像する場合に比べ、撮像時間の延長を抑えることができる。
In addition, by setting the
さらに、両データ取得シーケンス512、522の実行間隔も、個別に撮像する場合に比べ短くなる。従って、両データ取得シーケンス間の体動による位置ずれも、個別に撮像する場合に比べ、低減できる。一般に、観察対象の血管が複数ある場合、それぞれの血管による灌流画像を比較し、診断を行うことが多い。このような場合に有用である。
Furthermore, the execution interval between the two
以上、本実施形態の前提に従って、第一の血管が肝動脈(動脈)210であり、第二の血管が門脈(静脈)220である場合を例にあげて、撮像シーケンスの生成手法を説明した。 As described above, in accordance with the premise of the present embodiment, the imaging sequence generation method is described by taking the case where the first blood vessel is the hepatic artery (artery) 210 and the second blood vessel is the portal vein (vein) 220 as an example. did.
このように、観察対象血管が、動脈と静脈の場合は、上述のように動脈に係る構成を先に設定する。しかしながら、観察対象血管に静脈が複数ある場合がある。例えば、それぞれ由来する臓器が異なる静脈による灌流画像を得たい場合などがある。 As described above, when the observation target blood vessels are an artery and a vein, the configuration related to the artery is set first as described above. However, there may be a plurality of veins in the observation target blood vessel. For example, there is a case where it is desired to obtain a perfusion image by veins having different organs.
観察対象血管に、由来する臓器が異なる複数の静脈が含まれる場合、静脈間では、最適ディレイ時間が短い非造影パーフュージョンシーケンスのラベルパルスが先に印加されるよう撮像シーケンスを生成する。 When the observation target blood vessel includes a plurality of veins having different organs, an imaging sequence is generated so that a label pulse of a non-contrast perfusion sequence with a short optimum delay time is applied first between the veins.
すなわち、最適ディレイ時間が最も短い血管のシーケンスを第一の非造影撮像シーケンスとし、この非造影撮像シーケンスを設定する。ここでは、第一のラベルパルスを設定し、第一のディレイ時間を空けて、第一のデータ取得シーケンスを設定する。 That is, the blood vessel sequence with the shortest delay time is set as the first non-contrast imaging sequence, and this non-contrast imaging sequence is set. Here, the first label pulse is set, the first delay time is set, and the first data acquisition sequence is set.
次に、最適ディレイ時間が2番目に短い血管のシーケンスを第二の非造影撮像シーケンスとし、この非造影撮像シーケンスを設定する。ここでは、第二のラベルパルスを、第一のデータ取得シーケンスの直前に設定し、第二のディレイ時間を空けて、第二のデータ取得シーケンスを設定する。 Next, a blood vessel sequence having the second shortest delay time is set as a second non-contrast imaging sequence, and this non-contrast imaging sequence is set. Here, the second label pulse is set immediately before the first data acquisition sequence, and the second data acquisition sequence is set after a second delay time.
次に、上記第二の非造影撮像シーケンスを第一の非造影撮像シーケンスとし、最適ディレイ時間が3番目に短い血管のシーケンスを第二の非造影撮像シーケンスとし、上記同様、第二の非造影シーケンスを設定する。これを繰り返し、全静脈の非造影撮像シーケンスを設定する。 Next, the second non-contrast imaging sequence is the first non-contrast imaging sequence, the blood vessel sequence with the third shortest delay time is the second non-contrast imaging sequence, and the second non-contrast imaging sequence is the same as above. Set the sequence. This is repeated to set a non-contrast imaging sequence for all veins.
例えば、1つの動脈と、2つの静脈とが観察対象血管の場合の撮像シーケンス503の生成例を図10(c)に示す。1つの動脈の最適ディレイ時間をDelay(A)、第一の静脈の最適ディレイ時間をDelay(Va)、第二の静脈の最適ディレイ時間をDelay(Vb)とし、Delay(Va)<Delay(Vb)とする。
For example, FIG. 10C shows a generation example of the
本図に示すように、まず、動脈と、静脈の中で最も最適ディレイ時間が短い静脈(ここでは、第一の静脈)とを、それぞれ、上記第一の血管および第二の血管として、上述の手法で撮像シーケンスを生成する。 As shown in the figure, first, the artery and the vein with the shortest optimal delay time among the veins (here, the first vein) are referred to as the first blood vessel and the second blood vessel, respectively. The imaging sequence is generated by the method described above.
すなわち、動脈に関し、動脈用ラベルパルス510の印加タイミングと、動脈用データ取得シーケンス512の実行タイミングとを決定する。上述のように、動脈用ラベルパルス510の印加タイミングは、トリガ530から所定の時間間隔経過後に設定する。また、動脈用データ取得シーケンス512は、動脈用ラベルパルス510の印加後、Delay(A)経過後に設定する。
That is, for the artery, the application timing of the
次に、第一の静脈のラベルパルス520aの印加タイミングを決定する。ここでは、上述のように、動脈用データ取得シーケンス512の直前とする。そして、そのDelay(Va)時間経過後に、第一の静脈用のデータ取得シーケンス522aを設定する。
Next, the application timing of the first
次に、第一の静脈および第二の静脈を前記第一の血管および第二の血管として、上記手法で撮像シーケンス503を生成する。なお、ディレイ時間の短いシーケンスのラベルパルスを先に印加するよう生成するため、この場合、第一のディレイ時間の最適値は、第二のディレイ時間の最適値以下である。
Next, the
すなわち、第二の静脈のラベルパルス520bの印加タイミングを決定する。ここでは、第一の静脈用のデータ取得シーケンス522aの直前とする。そして、そのDelay(Vb)時間経過後に、第二の静脈用のデータ取得シーケンス522bを設定する。
That is, the application timing of the second
観察対象の静脈数が3以上の場合も同様とする。 The same applies when the number of veins to be observed is 3 or more.
なお、呼吸による血管の移動が大きい部位が撮像対象部位の場合、呼吸同期も必要となる。この場合は、静脈も呼吸同期として設定する。 In addition, when the site | part to which the movement of the blood vessel by respiration is large is an imaging object site | part, respiratory synchronization is also required. In this case, the vein is also set as respiratory synchronization.
以上説明したように、本実施形態のMRI装置100は、第一のラベルパルス510および第一のデータ取得シーケンス512を備え、第一の血管210による撮像対象組織200の灌流画像である第一の灌流画像を得る第一の非造影パーフュージョンシーケンス501と、第二のラベルパルス520および第二のデータ取得シーケンス522を備え、第二の血管220による前記撮像対象組織200の灌流画像である第二の灌流画像420を得る第二の非造影パーフュージョンシーケンス502と、を用いて撮像シーケンス500を生成する撮像シーケンス生成部140と、前記第一のラベルパルス510の印加から前記第一のデータ取得シーケンス512開始までの第一のディレイ時間511および前記第二のラベルパルス520の印加から前記第二のデータ取得シーケンス522開始までの第二のディレイ時間521をそれぞれ決定するディレイ時間決定部130と、前記撮像シーケンス500に従って撮像を行い、前記第一の潅流画像と前記第二の灌流画像420とを得る撮像部150と、を備え、前記撮像シーケンス生成部140は、前記決定した前記第一のディレイ時間511および前記第二のディレイ時間521を用いて、前記第一のディレイ511時間中であって、前記第一のデータ取得シーケンス512の実行開始直前に前記第二のラベルパルス520が印加されるよう、前記撮像シーケンス500を生成し、前記ディレイ時間決定部130は、前記第一のラベルパルス510および前記第二のラベルパルス520それぞれの印加直後から非直交系サンプリング法で前記撮像対象組織を撮像して得られる各k空間ブレードのエコーデータに応じて、前記第一のディレイ時間511および前記第二のディレイ時間521をそれぞれ決定する。
As described above, the
好ましくは、前記ディレイ時間決定部130は、前記第一のディレイ時間511および前記第二のディレイ時間521の最適値をそれぞれ決定する。
Preferably, the delay
前記第一のラベルパルス510および前記第二のラベルパルス520には、局所領域をシリンダ型に励起する2次元選択励起パルスを用いる。
As the
このように、本実施形態によれば、血液信号の抑制のためのラベルパルスに2次元選択励起パルスを用い、観察対象の血管毎に個別にラベルを行う。そして、撮像シーケンスは、各観察対象の血管に上記のように決定したディレイ時間を用い、そのディレイ時間の間に、他の血管のラベルパルスを印加するよう生成される。このため、個別に実行する場合に比べ、撮像時間が短くて済む。 Thus, according to the present embodiment, a two-dimensional selective excitation pulse is used as a label pulse for suppressing a blood signal, and labeling is individually performed for each blood vessel to be observed. The imaging sequence is generated using the delay time determined as described above for each blood vessel to be observed, and applying a label pulse of another blood vessel during the delay time. For this reason, the imaging time can be shortened as compared with the case of executing individually.
また、撮像シーケンス生成時に用いるディレイ時間は、ユーザが設定したラベル印加位置に応じて、実際にラベルを印加して撮像を行うことで決定する。従って、高精度に血管毎のディレイ時間を決定することができる。このように決定したディレイ時間を用いて撮像を行うため、血管毎の支配領域の情報を高い精度で得ることができる。 Also, the delay time used when generating the imaging sequence is determined by performing imaging by actually applying a label according to the label application position set by the user. Therefore, the delay time for each blood vessel can be determined with high accuracy. Since imaging is performed using the delay time determined in this way, information on the dominant region for each blood vessel can be obtained with high accuracy.
さらに、このディレイ時間決定時に用いる撮像は、非直交系サンプリング法を用いるため、体動の影響を受けにくい。また、ハイブリッドラディアル法を用い、ブレードを更新する毎に所定領域の信号値の変化を追い、決定するため、効率良くディレイ時間を決定できる。 Furthermore, since the imaging used for determining the delay time uses a non-orthogonal sampling method, it is less susceptible to body movement. Further, since the hybrid radial method is used and the change in the signal value of the predetermined area is followed and determined each time the blade is updated, the delay time can be determined efficiently.
よって、本実施形態によれば、MRI装置で非造影パーフュージョン撮像を行う場合、検査時間の延長を最小限に抑えながら、効率よく、良好なコントラストで観察対象の血管毎の支配領域の情報を得ることができる。この情報を用い、撮像対象部位の、複数の血管による灌流領域を明確に切り分けて、ユーザに提示することができる。 Therefore, according to the present embodiment, when performing non-contrast perfusion imaging with an MRI apparatus, information on the dominant region for each blood vessel to be observed can be efficiently and with good contrast while minimizing the extension of examination time. Can be obtained. Using this information, the perfusion region of a plurality of blood vessels in the region to be imaged can be clearly separated and presented to the user.
特に、本実施形態によれば、肝臓など、腹部の臓器における動脈、静脈の灌流領域の組織分離能と分解能を向上ししつつ、検査時間の延長を抑えることができる。 In particular, according to the present embodiment, it is possible to suppress the extension of the examination time while improving the tissue separation ability and resolution of arterial and venous perfusion regions in abdominal organs such as the liver.
<<第二の実施形態>>
次に、本発明の第二の実施形態を説明する。第一の実施形態では、非造影パーフュージョン撮像(ASL Perfusion)のうち、1つのラベルパルスを用いるPulsed ASL(PASL)を用いる。一方、本実施形態では、非造影パーフュージョン撮像のうち、ラベルパルスを所定期間印加するContinuous ASL(CASL)、pseudo Continuous ASL(pCASL)を用いる。<< Second Embodiment >>
Next, a second embodiment of the present invention will be described. In the first embodiment, pulsed ASL (PASL) using one label pulse among non-contrast perfusion imaging (ASL Perfusion) is used. On the other hand, in this embodiment, among non-contrast perfusion imaging, Continuous ASL (CASL) and pseudo Continuous ASL (pCASL) that apply a label pulse for a predetermined period are used.
CASLは、ラベルパルスを、所定の期間、連続して印加する手法であり、pCASLは、ラベルパルスを、所定の期間、断続的に印加する手法である。一般に、印加期間は、印加対象の血管の血流速度、T1値等に基づき、予め定められる。 CASL is a technique of applying a label pulse continuously for a predetermined period, and pCASL is a technique of applying a label pulse intermittently for a predetermined period. In general, the application period is determined in advance based on the blood flow velocity of the blood vessel to be applied, the T1 value, and the like.
本実施形態のMRI装置は、基本的に第一の実施形態のMRI装置100と同様の構成を有する。しかしながら、本実施形態では、第一のラベルパルス510および第二のラベルパルス520として、所定期間連続または断続して高周波磁場パルスを印加するCASLまたはpCASL法を用いる。
The MRI apparatus of the present embodiment has basically the same configuration as the
ラベルパルスとして用いるパルスが異なるため、撮像シーケンス生成部140の処理が異なる。また、ディレイ時間決定部130の処理にも違いがある。以下、本実施形態について、第一の実施形態と異なる構成に主眼をおいて説明する。本実施形態においても、撮像部位を肝臓200、観察対象血管を肝動脈(第一の血管)210、門脈(第二の血管)220とする場合を例にあげて説明する。
Since the pulse used as the label pulse is different, the processing of the imaging
本実施形態の撮像シーケンス生成部140は、基本的には、図12に示すように、第一の実施形態同様、まず、動脈用ラベルパルス513を、トリガを基準に設定し、最適ディレイ時間Delay(A)511を空けて動脈用データ取得シーケンス512を配置する。その後、動脈用データ取得シーケンス512の直前に静脈用ラベルパルス623を配置し、Delay(V)521を空けて静脈用データ取得シーケンス522を配置する。なお、ディレイ時間は、ラベルパルス印加終了タイミングからデータ取得シーケンス開始タイミングまでの間の時間とする。
As shown in FIG. 12, the imaging
このとき、動脈用ラベルパルス513、静脈用ラベルパルス523に、CASL又はpCASL形式のラベルパルスを用いる場合、ラベルパルスの印加期間は、所定の幅がある。従って、例えば、ラベルパルス523によりラベルされた静脈血のうち、早期にラベルされたが静脈血が、動脈用データ取得のタイミングにおいて、灌流域に到達している可能性がある。従って、動脈用データ取得タイミングで取得したデータから再構成された画像において、動脈支配領域の信号低下と静脈血による信号低下とが混在するので、動脈支配領域と静脈支配領域とのコントラストが低下する可能性がある。
At this time, when a CASL or pCASL type label pulse is used for the
これを防ぐため、本実施形態の撮像シーケンス生成部140は、2回目以降に印加するラベルパルス(ここでは、第二のラベルパルス523)の印加期間に制限を設定する。これにより、コントラストの低下を抑制する。
In order to prevent this, the imaging
このため、本実施形態の撮像シーケンス生成部140は、さらに、第一のラベルパルス513による抑制率を用いて第二のラベルパルス523の印加期間を決定する。
For this reason, the imaging
以下、図13、図14を用いて、本実施形態の撮像シーケンス生成部140による第二のラベルパルス520の印加期間決定手法を説明する。ここでは、ラベルパルス513、523として、断続的に印加するパルスを用いる場合を例示する。
Hereinafter, a method for determining the application period of the
まず、本実施形態の撮像シーケンス生成部140は、動脈用ラベルパルス513による、動脈支配領域(ここでは、ROI314)の最大抑制率RAminを算出する(ステップS2101)。
First, the imaging
最大抑制率RAminは、例えば、ROI314の信号平均値の初期値Si1AV0と、最小値Si1AVminとを用い、以下の式(1)で算出する。The maximum suppression rate RAmin is calculated by the following equation (1) using, for example, the
RAmin=(Si1AV0−Si1AVmin)/Si1AV0 ・・・(1)
なお、Si1AV0と、Si1AVminとは、ディレイ時間決定部130が、第一の最適ディレイ時間Delay(A)511を決定する際取得した値を用いる。Si1AVminは、第一の実施形態と同様の手法で取得する。なお、本実施形態では、ディレイ時間決定部130は、初期エコーデータ600を取得した時点で、画像を再構成し、ROI314の信号強度を計測することにより、Si1AV0を得る。RAmin = (
Note that
次に、撮像シーケンス生成部140は、ディレイ時間決定部130が第二の最適ディレイ時間Delay(V)521を決定する際取得した値を用い、静脈用ラベルパルス523の印加開始からの経過時間tに応じた信号の低下率RV(t)を算出する(ステップS2102)。
Next, the imaging
低下率Rv(t)は、例えば、静脈用最適ディレイ時間を決定する際に用いた所定の領域の信号平均値の初期値Si2AV0と、n番目のブレードを取得したタイミングt2nに、印加期間を加えたtn(静脈用ラベルパルス523の印加開始からの経過時間)における信号平均値Si2AV(tn)とを用い、以下の式(2)で算出する。The decrease rate Rv (t) is applied, for example, to the
RV(tn)=(Si2AV0−Si2AV(tn))/Si2AV0 ・・・(2)
なお、この場合も、ディレイ時間決定部130は、初期エコーデータ600を取得した時点で、画像を再構成し、上述の領域の信号強度を計測することにより、Si2AV0を得ておく。RV (t n ) = (
In this case as well, the delay
そして、撮像シーケンス生成部140は、Rv(tn)が、RAminの所定の割合αより小さくなるタイミングtnの最大値を、静脈用ラベルパルス523の印加期間TVと決定する(ステップS2103)。なお、この割合αは、1.0未満の値で、システムが保持してもよいし、ユーザが指定するよう構成してもよい。Then, the imaging
なお、装置の制約上、動脈用ラベルパルス513と静脈用ラベルパルス523とが撮像シーケンスにおいて時間軸方向に重なることがないよう、静脈用ラベルパルス523の印加期間TVは、Delay(A)より短くする。
Due to device limitations, the application period TV of the
ただし、印加期間の短いパルスを断続的に印加するpCASL法のラベルパルスの場合、このような制限を設けなくてもよい。例えば、時間軸方向に両パルスの印加期間が重なった場合、図15に示すように、交互に印加するよう構成してもよい。なお、この場合、断続的に印加する1つ1つのパルス(ビームパルス)について、各ビームパルスの印加間隔は、1つのビームパルスの印加期間より長いものとする。 However, in the case of a pCASL method label pulse in which a pulse with a short application period is applied intermittently, such a restriction need not be provided. For example, when the application periods of both pulses overlap in the time axis direction, as shown in FIG. 15, they may be applied alternately. In this case, for each pulse (beam pulse) applied intermittently, the application interval of each beam pulse is longer than the application period of one beam pulse.
撮像シーケンス生成部140による印加期間の決定手法以外の処理は、第一の実施形態と同様とする。また、ディレイ時間決定部130による最適ディレイ時間の決定手法も同様である。
Processing other than the application period determination method by the imaging
以上説明したように、本実施形態のMRI装置は、第一の実施形態同様の撮像シーケンス生成部140と、ディレイ時間決定部130と、撮像部150とを備える。そして、前記第一のラベルパルス510および前記第二のラベルパルス520は、所定期間断続または連続して印加される高周波磁場パルスであり、前記撮像シーケンス生成部140は、前記第一のラベルパルス510による抑制率を用いて前記第二のラベルパルス520の印加期間をさらに決定する。
As described above, the MRI apparatus of this embodiment includes the same imaging
このように、本実施形態も第一の実施形態同様、MRI装置で非造影パーフュージョン撮像を行う場合、検査時間の延長を最小限に抑えながら、効率よく、良好なコントラストで観察対象の血管毎の支配領域の情報を得ることができる。この情報を用い、撮像対象部位の、複数の血管による灌流領域を明確に切り分けて、ユーザに提示することができる。 As described above, when performing non-contrast perfusion imaging with the MRI apparatus as in the first embodiment, the present embodiment also enables efficient and excellent contrast for each blood vessel to be observed while minimizing the extension of the examination time. Can obtain information on the dominating area. Using this information, the perfusion region of a plurality of blood vessels in the region to be imaged can be clearly separated and presented to the user.
さらに、ラベルパルスに所定の印加期間を有するCASL、pCASLであっても、好適又は最適な印加期間を決定し、コントラストの低下を抑制できる。 Furthermore, even in the case of CASL and pCASL having a predetermined application period for the label pulse, a suitable or optimal application period can be determined and the reduction in contrast can be suppressed.
100 MRI装置、101 被検体、102 静磁場発生磁石、103 傾斜磁場コイル、104 送信コイル、105 受信コイル、106 傾斜磁場電源、107 RF送信部、108 信号検出部、109 信号処理部、110 シーケンサ、111 ベッド、120 制御部、121 表示装置、122 操作部、123 記憶装置、124 体動検出装置、130 ディレイ時間決定部、140 撮像シーケンス生成部、150 撮像部、160 画像生成部、170 受付部、200 撮像対象組織(肝臓)、210 第一の血管(肝動脈)、220 第二の血管(門脈)、300 受付画面、310 位置決め画像表示領域、311 撮像領域、312 肝動脈用スタック、313 門脈用スタック、314 関心領域(ROI)、315 スライス、320 OKボタン、410 表示画像、420 表示画像、430 表示画像、500 撮像シーケンス、501 非造影パーフュージョンシーケンス、502 非造影パーフュージョンシーケンス、503 撮像シーケンス、509 撮像シーケンス、510 第一のラベルパルス(動脈用ラベルパルス)、511 ディレイ時間、512 第一のデータ取得シーケンス(動脈用データ取得シーケンス)、513 動脈用ラベルパルス、520 第二のラベルパルス(静脈用ラベルパルス)、520a 第一の静脈のラベルパルス、520b 第二の静脈のラベルパルス、521 ディレイ時間、522 第二のデータ取得シーケンス(静脈用データ取得シーケンス)、522a データ取得シーケンス、522b データ取得シーケンス、523 静脈用ラベルパルス、530 トリガ、600 初期エコーデータ、611 エコーデータ、621 エコーデータ、623 静脈用ラベルパルス 100 MRI apparatus, 101 subject, 102 static magnetic field generating magnet, 103 gradient coil, 104 transmitter coil, 105 receiver coil, 106 gradient magnetic field power supply, 107 RF transmitter, 108 signal detector, 109 signal processor, 110 sequencer, 111 bed, 120 control unit, 121 display device, 122 operation unit, 123 storage device, 124 body motion detection device, 130 delay time determination unit, 140 imaging sequence generation unit, 150 imaging unit, 160 image generation unit, 170 reception unit, 200 Target tissue (liver), 210 First blood vessel (hepatic artery), 220 Second blood vessel (portal vein), 300 Reception screen, 310 Positioning image display area, 311 Imaging area, 312 Hepatic artery stack, 313 Pulse stack, 314 Region of interest (ROI), 315 slice, 320 OK button, 410 display image, 420 display image, 430 display image, 500 imaging sequence, 501 non-contrast perfusion sequence, 502 non-contrast perfusion sequence 503 imaging sequence, 509 imaging sequence, 510 first label pulse (arterial label pulse), 511 delay time, 512 first data acquisition sequence (arterial data acquisition sequence), 513 arterial label pulse, 520 second Label pulse (venous label pulse), 520a First vein label pulse, 520b Second vein label pulse, 521 delay time, 522 Second data acquisition sequence (venous data acquisition sequence), 522a data acquisition sequence , 522b data acquisition sequence, 523 vein label pulse, 530 trigger, 600 initial echo data, 611 echo data, 621 echo data, 623 vein label pulse
Claims (15)
前記第一のラベルパルスの印加から前記第一のデータ取得シーケンス開始までの第一のディレイ時間および前記第二のラベルパルスの印加から前記第二のデータ取得シーケンス開始までの第二のディレイ時間をそれぞれ決定するディレイ時間決定部と、
前記撮像シーケンスに従って撮像を行い、前記第一の潅流画像と前記第二の灌流画像とを得る撮像部と、を備え、
前記撮像シーケンス生成部は、前記第一のディレイ時間中であって、前記第一のデータ取得シーケンスの実行開始直前に前記第二のラベルパルスが印加されるよう、前記撮像シーケンスを生成し、
前記ディレイ時間決定部は、前記第一のラベルパルスおよび前記第二のラベルパルスそれぞれの印加直後から非直交系サンプリング法で前記撮像対象組織を撮像して得られる各k空間ブレードのエコーデータに応じて、前記第一のディレイ時間および前記第二のディレイ時間をそれぞれ決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。A first non-contrast perfusion sequence that has a first label pulse and a first data acquisition sequence, and obtains a first perfusion image that is a perfusion image of a tissue to be imaged by a first blood vessel, and a second label pulse And a second data acquisition sequence, and a second non-contrast perfusion sequence for obtaining a second perfusion image that is a perfusion image of the imaging target tissue by a second blood vessel, and generating an imaging sequence A sequence generator;
A first delay time from the application of the first label pulse to the start of the first data acquisition sequence and a second delay time from the application of the second label pulse to the start of the second data acquisition sequence; A delay time determining unit for determining each,
An imaging unit that performs imaging according to the imaging sequence and obtains the first perfusion image and the second perfusion image, and
The imaging sequence generation unit generates the imaging sequence so that the second label pulse is applied immediately before the execution of the first data acquisition sequence during the first delay time,
The delay time determination unit responds to echo data of each k-space blade obtained by imaging the imaging target tissue by a non-orthogonal sampling method immediately after application of the first label pulse and the second label pulse. And determining the first delay time and the second delay time, respectively.
前記第一の血管は、動脈であり、
前記第二の血管は、静脈であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
The first blood vessel is an artery;
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the second blood vessel is a vein.
前記第一の血管は静脈であり、
前記第二の血管は、前記第一の血管と由来する臓器が異なる静脈であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
The first blood vessel is a vein;
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the second blood vessel is a vein having a different organ from the first blood vessel.
前記撮像シーケンス生成部は、前記第一のラベルパルスが予め定めた体動に同期して印加されるよう前記撮像シーケンスを生成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the imaging sequence generation unit generates the imaging sequence so that the first label pulse is applied in synchronization with a predetermined body motion.
前記第一のディレイ時間は、前記第二のディレイ時間以下であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the first delay time is equal to or shorter than the second delay time.
前記ディレイ時間決定部は、前記k空間ブレードのエコーデータを取得する毎に得られる当該エコーデータを反映して再構成画像を得、前記再構成画像を得る毎に予め定めた領域の信号値を計測し、前記信号値の平均値が最小となる再構成画像を得る際に反映した最新の前記k空間ブレードの前記エコーデータを取得したタイミングを前記第一のディレイ時間および前記第二のディレイ時間と決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
The delay time determination unit obtains a reconstructed image reflecting the echo data obtained every time the echo data of the k-space blade is obtained, and obtains a signal value of a predetermined region every time the reconstructed image is obtained. The first delay time and the second delay time are the timings at which the latest echo data of the k-space blade reflected when measuring and obtaining a reconstructed image in which the average value of the signal values is minimum are obtained. A magnetic resonance imaging apparatus, characterized by:
前記ディレイ時間決定部は、前記k空間ブレード毎に、当該k空間ブレードのエコーデータを反映して画像を再構成してユーザに提示し、ユーザが選択した画像を再構成する際に反映した最新の前記k空間ブレードの前記エコーデータを得たタイミングを前記第一のディレイ時間および前記第二のディレイ時間と決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
The delay time determination unit reconstructs an image reflecting the echo data of the k-space blade for each k-space blade and presents it to the user, and reflects the latest image reflected when reconstructing the image selected by the user. A magnetic resonance imaging apparatus characterized in that the timing at which the echo data of the k-space blade is obtained is determined as the first delay time and the second delay time.
前記ディレイ時間決定部は、前記k空間ブレードのエコーデータを取得する毎に当該エコーデータのピーク強度値および積分値のいずれか一方をエコー値として算出し、前記エコー値が最小となる前記k空間ブレードの前記エコーデータを取得したタイミングを前記第一のディレイ時間および前記第二のディレイ時間と決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
The delay time determination unit calculates, as the echo value, one of the peak intensity value and the integral value of the echo data every time the echo data of the k space blade is acquired, and the k space where the echo value is minimized The magnetic resonance imaging apparatus characterized in that the timing at which the echo data of the blade is acquired is determined as the first delay time and the second delay time.
前記第一のラベルパルスおよび前記第二のラベルパルスは、所定期間断続または連続して印加される高周波磁場パルスであり、
前記撮像シーケンス生成部は、前記第一のラベルパルスによる抑制率を用いて前記第二のラベルパルスの印加期間をさらに決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
The first label pulse and the second label pulse are high frequency magnetic field pulses applied intermittently or continuously for a predetermined period,
The imaging sequence generation unit further determines an application period of the second label pulse by using a suppression rate by the first label pulse.
前記第一の灌流画像と、前記第二の灌流画像とから、表示画像を生成し、表示装置に表示する画像生成部をさらに備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
A magnetic resonance imaging apparatus, further comprising: an image generation unit that generates a display image from the first perfusion image and the second perfusion image and displays the display image on a display device.
前記画像生成部は、前記第一の灌流画像から第一の表示画像を生成し、前記第二の灌流画像から前記第一の表示画像とは異なる態様の第二の表示画像を生成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 10,
The image generation unit generates a first display image from the first perfusion image, and generates a second display image having a mode different from the first display image from the second perfusion image. A magnetic resonance imaging apparatus.
前記画像生成部は、前記第一の表示画像と前記第二の表示画像とを重畳し、前記表示装置に表示すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 11,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the image generation unit superimposes the first display image and the second display image on the display device.
前記ディレイ時間決定部は、対象の血管が動脈の場合、予め定めた関心領域内の信号値を計測し、対象の血管が静脈の場合、関心領域外または全撮像領域の信号値を計測することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 6,
The delay time determination unit measures a signal value in a predetermined region of interest when the target blood vessel is an artery, and measures a signal value outside the region of interest or in the entire imaging region when the target blood vessel is a vein. A magnetic resonance imaging apparatus.
前記第一のラベルパルスおよび前記第二のラベルパルスは、局所領域をシリンダ型に励起する2次元選択励起パルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the first label pulse and the second label pulse are two-dimensional selective excitation pulses that excite a local region in a cylinder shape.
前記第一のディレイ時間中であって、前記第一のデータ取得シーケンスの実行開始直前に前記第二のラベルパルスが印加されるよう、前記撮像シーケンスを生成し、
前記第一のラベルパルスおよび前記第二のラベルパルスそれぞれの印加直後から非直交系サンプリング法で前記撮像対象組織を撮像して得られる各k空間ブレードのエコーデータに応じて、前記第一のディレイ時間および前記第二のディレイ時間をそれぞれ決定することを特徴とする撮像シーケンス生成方法。According to the first delay time from the application of the first label pulse to the start of the first data acquisition sequence and the second blood vessel in the first non-contrast perfusion sequence for obtaining a perfusion image of the imaging target tissue by the first blood vessel Determining a second delay time from the application of the second label pulse to the start of the second data acquisition sequence in the second non-contrast perfusion sequence for obtaining a perfusion image of the imaging target tissue,
Generating the imaging sequence so that the second label pulse is applied during the first delay time and immediately before starting the execution of the first data acquisition sequence;
The first delay according to the echo data of each k-space blade obtained by imaging the tissue to be imaged by the non-orthogonal sampling method immediately after the application of the first label pulse and the second label pulse. An imaging sequence generation method, wherein the time and the second delay time are respectively determined.
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