JP7109958B2 - Magnetic resonance imaging system, magnetic resonance imaging apparatus, and magnetic resonance imaging method - Google Patents
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Description
本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージングシステム、磁気共鳴イメージング装置、及び磁気共鳴イメージング方法に関する。 TECHNICAL FIELD Embodiments of the present invention relate to a magnetic resonance imaging system, a magnetic resonance imaging apparatus, and a magnetic resonance imaging method.
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。 A magnetic resonance imaging apparatus excites the nuclear spins of a subject placed in a static magnetic field with a radio frequency (RF) signal of the Larmor frequency, and emits a magnetic resonance signal (MR (Magnetic It is an imaging device that reconstructs the resonance (resonance) signal) to generate an image.
磁気共鳴イメージング装置を用いた撮像法の中において、造影剤を用いることなく血管や血流を撮像する非造影ＭＲＡ（Magnetic Resonance Angiography）と呼ばれる撮像法が知られている。 Among imaging methods using a magnetic resonance imaging apparatus, an imaging method called non-contrast MRA (Magnetic Resonance Angiography) for imaging blood vessels and blood flow without using a contrast agent is known.
非造影ＭＲＡには、ＴＯＦ（Time-of-flight）法、ＰＣ（phase contrast）法、ＦＢＩ（fresh blood imaging）法、Ｔｉｍｅ－ＳＬＩＰ（time-spatial labeling inversion pulse）法と呼ばれると呼ばれる、夫々異なった撮像原理に基づく撮像法が含まれる。 Non-contrast MRA includes TOF (Time-of-flight) method, PC (phase contrast) method, FBI (fresh blood imaging) method, and Time-SLIP (time-spatial labeling inversion pulse) method. It includes imaging methods based on the imaging principle.
これら各種の非造影ＭＲＡでは、以下の生理学的要因により、従来の方法で撮像した場合、血管の描出能が劣化する可能性がある。 In these various types of non-contrast-enhanced MRA, there is a possibility that the ability to visualize blood vessels will deteriorate when imaging is performed by conventional methods due to the following physiological factors.
例えば、心疾患をもつ患者は、循環不全により血流が低下しているため、撮像面内への血液の流入効果が弱くなる結果、血管の描出能が劣化する可能性がある。 For example, in a patient with a heart disease, the blood flow is reduced due to circulatory failure, and as a result, the effect of blood flow into the imaging plane may be weakened, resulting in a deterioration in the ability to visualize blood vessels.
また例えば、不整脈等が原因で心周期が安定していない患者では、心電同期を併用した非造影ＭＲＡにおいて、意図した撮像タイミング（例えば、収縮期と拡張期といったタイミング）で信号を収集できなくなる結果、血管の描出能が劣化する可能性がある。 In addition, for example, in a patient whose cardiac cycle is unstable due to arrhythmia or the like, in non-contrast-enhanced MRA combined with electrocardiographic gating, signals cannot be collected at intended imaging timings (for example, timings such as systole and diastole). As a result, there is a possibility that the ability to visualize blood vessels will deteriorate.
本発明が解決しようとする課題は、循環不全により血流が低下している患者、或いは心周期が安定していない患者に対しても、血管の描出能を高めることができ、また、画像診断に有用な種々の情報や種々の機能を提供することができる磁気共鳴イメージング装置、磁気共鳴イメージングシステム、及び磁気共鳴イメージング方法を提供することである。 The problem to be solved by the present invention is that it is possible to enhance the ability to visualize blood vessels even in patients with reduced blood flow due to circulatory insufficiency or in patients with an unstable cardiac cycle. It is an object of the present invention to provide a magnetic resonance imaging apparatus, a magnetic resonance imaging system, and a magnetic resonance imaging method capable of providing various information and various functions useful for the imaging.
一実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、被検体の血管を外部から加圧する加圧装置に接続されるように構成された磁気共鳴イメージング装置であって、被検体に対して虚血状態と再灌流状態とを生じさせるように、前記加圧装置を制御する加圧制御部と、前記加圧装置による加圧の状況に基づいて撮像の開始タイミングを決定する決定部と、前記開始タイミングに従って、前記被検体を撮像する撮像部と、撮像によって収集したデータを用いて画像を生成する生成部と、を備える。 A magnetic resonance imaging apparatus according to one embodiment is a magnetic resonance imaging apparatus configured to be connected to a pressurizing device for externally pressurizing a blood vessel of a subject, wherein the subject is in an ischemic state and reperfusion. a pressurization control unit that controls the pressurization device so as to generate a state; a determination unit that determines an imaging start timing based on the state of pressurization by the pressurization device; and according to the start timing, the It includes an imaging unit that captures an image of a subject, and a generation unit that generates an image using data collected by imaging.
以下、本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージングシステム、磁気共鳴イメージング装置、及び磁気共鳴イメージング方法を、添付図面に基づいて説明する。 A magnetic resonance imaging system, a magnetic resonance imaging apparatus, and a magnetic resonance imaging method according to embodiments of the present invention will be described below with reference to the accompanying drawings.
（第１の実施形態）
図１は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１及び磁気共鳴イメージングシステム２００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。
(First embodiment)
FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of a magnetic
また、実施形態の磁気共鳴イメージングシステム２００は、磁気共鳴イメージング装置１の構成に加えて、心電計２０１、脈波計２０２、及び加圧装置２０３を備える。以下では、まず、磁気共鳴イメージング装置１の構成について説明する。
In addition to the configuration of the magnetic
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
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
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（即ち、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
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
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、撮像時には天板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
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
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
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
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
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
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、撮像部６００を構成している。撮像部６００は、スキャナ６００と呼ぶ場合がある。
Note that, in the configuration of the magnetic
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。
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
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。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。
The
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
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４２に表示され、或いは記憶回路４１に保存される。
The
上述したように、磁気共鳴イメージングシステム２００は、上記の磁気共鳴イメージング装置１の構成に加えて、心電計２０１、脈波計２０２、及び加圧装置２０３を備える。
As described above, the magnetic
心電計２０１は、被検体の胸部体表面に貼り付けられた複数の電極から出力される信号に基づいて、Ｒ波を含むＥＣＧ（electrocardiogram）信号を生成する。
The
脈波計２０２は、心臓の拍動に伴う末梢血管系内の血圧或いは体積の変化である脈波を測定する装置である。脈波は、通常、手の指先において測定する場合が多く、本実施形態の脈波計２０２も、被検体の手の指先に装着する脈波プローブからの信号に基づいて脈波を測定する。脈波計２０２は、例えばパルスオキシメータと呼ばれる測定器であり、手の指先の経皮的酸素飽和度（SpO2）を光学的に測定することにより、動脈血の変動（即ち、脈波）を測定する。
The
加圧装置２０３は、駆血帯２０４、ポンプ、チューブ等を備えて構成される。駆血帯２０４は、血圧計のカフ（腕帯）に相当する締め具であり、ポンプからチューブを介して空気を駆血帯２０４に送りこむことにより、血管にカフの内圧に相当する圧力を印加して、腕等の血管を締め付ける。血管に印加する圧力は、カフの内圧としてモニタすることができ、この圧力の単位は、通常、ｍｍＨｇで表される。
The pressurizing
腕に巻いた駆血帯２０４の印加圧力を高めていくと、血管が閉塞し、末梢組織への血液供給が急激に不足する状態となる。この状態が虚血状態（或いは、単に虚血）と呼ばれている。虚血状態になった後、駆血帯２０４を緩めていくと（即ち、駆血帯２０４の印加圧力を低下させていくと）、血液が流れ始め出す。これが再灌流と呼ばれる現象である。
As the applied pressure of the
後述するように、心臓から離れた部位（例えば、腕部）を駆血帯２０４で圧迫して虚血状態にした後、駆血帯２０４を緩めて再灌流させるというサイクルを１回或いは複数回繰り返すことにより、生体由来の虚血耐性反応（即ち、虚血に対する内因性防御機能）が発生することが知られている。また、上記の虚血と再灌流とを複数回繰り返す行為を、ＲＩＣ（Remote Ischemic Conditioning: 遠隔虚血コンディショニング）と呼んでいる。ＲＩＣは、人工的な軽度の虚血負荷により内因性の耐性（細胞保護現象）を誘導する方法であり、脳梗塞や心筋梗塞などの虚血性疾患における細胞損傷の軽減等、治療への応用が期待されている。
As will be described later, the
本実施形態の磁気共鳴イメージングシステム２００、磁気共鳴イメージング装置１、及び磁気共鳴イメージング方法は、ＲＩＣによって生じる生理学的な効果（以下、ＲＩＣ効果と呼ぶ）を利用して、非造影ＭＲＡ、又は造影剤を用いたＭＲＡの描画能を高めようとするものである。ＲＩＣ効果を利用した撮像を、以下、ＲＩＣ併用撮像と呼ぶものとする。なお、後述するように、ＲＩＣ効果として、血流量増加効果や抗不整脈効果が知られている。以下では、主に非造影ＭＲＡを用いた磁気共鳴イメージングシステム２００、磁気共鳴イメージング装置１、及び磁気共鳴イメージング方法の実施形態について説明するが、本実施形態は非造影ＭＲＡに限定されるものではなく、造影剤を用いたＭＲＡの実施形態にも適用可能である。
The magnetic
図２は、ＲＩＣ効果を利用してＲＩＣ併用撮像を行う本実施時形態の磁気共鳴イメージングシステム２００（及び磁気共鳴イメージング装置１）の機能ブロック図である。 FIG. 2 is a functional block diagram of the magnetic resonance imaging system 200 (and the magnetic resonance imaging apparatus 1) of the present embodiment that performs combined RIC imaging using the RIC effect.
上述したように、磁気共鳴イメージングシステム２００は、磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）１と、これに接続される心電計２０１及び脈波計２０２を有すると共に、駆血帯２０４を具備する加圧装置２０３を有している。
As described above, the magnetic
一方、磁気共鳴イメージング装置１の処理回路４０は、図２に示すように、脈波伝搬時間測定機能４０１、撮像開始タイミング判定機能４０２、加圧装置制御機能４０３、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４、再構成処理機能４０５、及び画像処理機能４０６の各機能を、例えば、プロセッサによる所定のプログラムの実行によって実現する。
On the other hand, the
ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４は、入力デバイス４３の操作によるユーザからの撮像開始指示を受け付けると、直ぐに撮像を開始するのではなく、先ず、加圧装置制御機能４０３に対して、加圧装置４０３を制御するように指令を出す。
Upon receiving an imaging start instruction from the user by operating the
この指令を受けると、加圧装置制御機能４０３は加圧装置２０３の制御を開始する。具体的には、駆血帯２０４による加圧によって血管を虚血状態にし、その後駆血帯２０４を緩めて血液を再灌流させるというサイクルを繰り返すように加圧装置２０３を制御する。
Upon receiving this command, the pressurizing
一方、脈波伝搬時間測定機能４０１及び撮像開始タイミング判定機能４０２は、加圧装置２０３による血管の加圧に応じて得られる被検体の生体情報に基づいて、撮像の開始タイミングを決定する。
On the other hand, the pulse wave transit
具体的には、脈波伝搬時間測定機能４０１は、心電計２０１から出力されるＥＣＧ信号と、脈波計２０２から出力される脈波信号とから、被検体の生体情報として、脈波伝搬時間（ＰＷＴＴ：Pulse Wave Transit Time）を測定する。
Specifically, the pulse wave transit
一方、撮像開始タイミング判定機能４０２は、加圧前（或いは、虚血と再灌流のサイクルの開始前）に測定した脈波伝播時間（ＰＷＴＴinit）と、加圧開始後（或いは、虚血と再灌流のサイクルの開始後）に測定される脈波伝播時間ＰＷＴＴとの比を用いて、ＲＩＣ併用撮像の開始タイミングを決定する。
On the other hand, the imaging start timing
撮像開始タイミング判定機能４０２により、ＲＩＣ併用撮像の開始タイミングが決定されると、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４は、撮像部６００のシーケンスコントローラ３４に対して、実際に撮像を開始するように指示を出す。
When the imaging start timing
脈波伝搬時間測定機能４０１、撮像開始タイミング判定機能４０２、加圧装置制御機能４０３、及びＲＩＣ併用撮像制御機能４０４の、さらに詳細な機能については、後述する。
More detailed functions of the pulse wave transit
本実施形態が対象とする撮像法は主に非造影ＭＲＡである。撮像が開始されると、被検体からのＭＲ（Magnetic Resonance）信号が取得される。そして、再構成処理機能４０５によって、ＭＲ信号に対して逆フーリエ変換等の再構成処理が行われ、実空間画像としての血管像が生成される。
The imaging method targeted by this embodiment is mainly non-contrast MRA. When imaging is started, MR (Magnetic Resonance) signals are acquired from the subject. Then, a
再構成された実空間画像は、画像処理機能４０６によって、所定の画像処理、例えば、ＭＩＰ（Maximum Intensity Projection）処理や所定のレンダリング処理等が施される。画像処理された血管像は、ディスプレイ４２に出力され、表示される。
The reconstructed real space image is subjected to predetermined image processing such as MIP (Maximum Intensity Projection) processing and predetermined rendering processing by the
（ＲＩＣのメカニズムとＲＩＣ効果）
図３は、ＲＩＣのメカニズムの概念を説明する図である。前述したように、ＲＩＣのメカニズムは、概略以下のとおりである。まず、心臓から遠隔した部位、例えば、上腕部に取り付けた駆血帯２０４の締め付けと弛緩とを繰り返すことによって、虚血と再灌流とが繰り返し引き起こされる。虚血と再灌流との繰り返しによって、求心性神経支配（afferent innervation）と呼ばれる神経情報が脳に伝達される。そうすると、脳から、交感神経及び副交感神経を介して、脳から心臓に対して刺激が与えられる。このＲＩＣのメカニズムに基づく生体反応は、虚血耐性反応（remote preconditioning reflex）とも呼ばれる。虚血耐性反応は、虚血によって不足した酸素等を補うために、心臓の活動を活発化させる生体反応と考えることができる。
(RIC mechanism and RIC effect)
FIG. 3 is a diagram for explaining the concept of the RIC mechanism. As described above, the mechanism of RIC is roughly as follows. First, repeated tightening and loosening of the
このメカニズムによって脳から心臓に刺激が与えられると、少なくとも以下の２つのＲＩＣ効果が得られることが知られている。 It is known that when the heart is stimulated by this mechanism, at least the following two RIC effects are obtained.
第１のＲＩＣ効果は、血流量を増加させる効果である。図４は、ＲＩＣ効果のうち、血流量増加効果の概念を模式的に示した図である。加圧装置２０３を制御することにより、虚血と再灌流のサイクルを繰り返すと、虚血の期間内や再灌流の期間内で血流量の小さな変動はあるものの、平均的な血流量は図４に示すように徐々に増加していくことが知られている。ＲＩＣによるこの生体現象が、血流量増加効果である。
The first RIC effect is the effect of increasing blood flow. FIG. 4 is a diagram schematically showing the concept of the blood flow increasing effect among the RIC effects. When the cycle of ischemia and reperfusion is repeated by controlling the
第２のＲＩＣ効果は、抗不整脈効果である。上記と同様に、上腕部等に取り付けた駆血帯２０４を用いて、心周期が不安定な被検体に対して、虚血と再灌流のサイクルを繰り返すことにより、不整脈が抑制され、心周期が安定化するという効果（即ち、抗不整脈効果）が得られることが知られている。
The second RIC effect is the antiarrhythmic effect. In the same manner as described above, the
一方、非造影ＭＲＡの多くの撮像法においては、生理学的要因によって描出能等が低下することが知られている。図５は、非造影ＭＲＡの範疇に含まれる各種の撮像法における生理学的要因による描出能等の低下と、上述したＲＩＣ効果による描出能の改善効果との関係を模式的に示した図である。 On the other hand, in many non-contrast MRA imaging methods, it is known that the rendering ability and the like deteriorate due to physiological factors. FIG. 5 is a diagram schematically showing the relationship between the deterioration of imaging performance due to physiological factors in various imaging methods included in the category of non-contrast-enhanced MRA and the improvement effect of imaging performance due to the RIC effect described above. .
図５の左側の列には、非造影ＭＲＡの各種の撮像法を列挙している。これらのうち、ＴＯＦ（Time-of-flight）法は、撮像面内への新鮮な血液スピンの流入効果を用いて血管像を得る撮像法である。ＰＣ（Phase Contrast）法は、血液の流れによって生じる血液スピンの位相差を用いて血管像を得る撮像法である。 The left column of FIG. 5 lists various imaging modalities for non-contrast MRA. Of these, the TOF (Time-of-flight) method is an imaging method that obtains a blood vessel image using the inflow effect of fresh blood spins into the imaging plane. The PC (Phase Contrast) method is an imaging method for obtaining a blood vessel image using a phase difference of blood spins caused by blood flow.
ＦＢＩ（Fresh Blood Imaging）法は、血液、水、組織間のコントラストや血流速度の違いを用いて血管像を得る撮像法である。ＦＢＩ法によれば、例えば、収縮期と拡張期とで収集された２つの画像を差分処理することによって、動脈と静脈とが良好に分離された血管像を生成することができる。 The FBI (Fresh Blood Imaging) method is an imaging method for obtaining a blood vessel image using the contrast between blood, water, and tissue and the difference in blood flow velocity. According to the FBI method, for example, by differentially processing two images acquired during systole and diastole, a blood vessel image in which arteries and veins are well separated can be generated.
また、Ｔｉｍｅ－ＳＬＩＰ（Time-Spatial Labeling Inversion Pulse）法は、ラベリングされた血液プロトンから、血管の形態や血液の動態を画像化することができる撮像法である。Ｔｉｍｅ－ＳＬＩＰ法によれば、例えば、ラベリングパルスとしての領域選択的反転パルスを印加して収集される画像と、ラベリングパルスの印加なしで収集される画像とを差分処理して、背景が良好に抑圧された血管像を得ることができる。 Further, the Time-Spatial Labeling Inversion Pulse (Time-SLIP) method is an imaging method capable of imaging blood vessel morphology and blood dynamics from labeled blood protons. According to the Time-SLIP method, for example, an image acquired by applying a region-selective inversion pulse as a labeling pulse and an image acquired without applying a labeling pulse are subjected to differential processing to improve the background. A suppressed blood vessel image can be obtained.
また、ＳＳＦＰ（Steady-state Free Precession）法は、フローリフェーズ型の傾斜磁場波形をもち、また、Ｔ２／Ｔ１強調のコントラストをもつため、Ｔ２が長めの血液が高信号となり、流れの描出に適した撮像法である。また、Ｔ２＊ＷＩ法は、血中酸素濃度による磁化率の差を用いた撮像法である。 In addition, the SSFP (Steady-state Free Precession) method has a flow-rephase gradient magnetic field waveform and T2/T1-emphasized contrast, so blood with a longer T2 has a high signal, making it suitable for depicting flow. It is an imaging method. Also, the T2 * WI method is an imaging method using the difference in magnetic susceptibility due to blood oxygen concentration.
非造影ＭＲＡに属するこれら各種の撮像法の描出能は、いずれも血管内の血流量に依存する。しかしながら、心疾患をもつ患者は、循環不全により血流量が低下するという生理学的要因をもっている。この結果、これら各種の撮像法の描出能が低下する。 All of these imaging methods belonging to non-contrast-enhanced MRA depend on blood flow in blood vessels. However, patients with heart disease have physiological factors such as decreased blood flow due to circulatory failure. As a result, the imaging capabilities of these various imaging modalities are degraded.
これに対して、上述したように、ＲＩＣを行うことにより血流量増加効果を得ることができる。つまり、心疾患をもつ患者に対して、虚血と再灌流とを繰り返し行うことにより、低下した血流量を増加させることができ、描出能を向上させることができる。
上述したように、ＲＩＣによって、血流量増加効果や抗不整脈効果を得ることができるが、この他、ＲＩＣには、心筋梗塞や脳梗塞などの疾病の治療に伴って発生することがある障害、例えば、虚血再灌流障害（ＩＲＩ：ischemia-reperfusion injury）を防ぐ、或いは、低減する効果がある。この場合、ＲＩＣを適用するタイミングによって、ＲＩ－preＣ（remote ischemic preconditioning）、ＲＩ－perＣ（remote ischemic perconditioning）、及び、ＲＩ－postＣ（remote ischemic postconditioning）の３つのタイプに分類される。これらのうち、ＲＩ－preＣは、虚血再灌流障害における虚血の前に適用されるＲＩＣであり、ＲＩ－perＣは、虚血再灌流障害における虚血の発症後に適用されるＲＩＣであり、ＲＩ－postＣは、虚血再灌流障害における灌流時に適用されるものである。なお、虚血再灌流障害における虚血及び再灌流と、これまで説明したＲＩＣにおける虚血及び再灌流とは、異なる事象であるので注意されたい。
In contrast, as described above, the effect of increasing the blood flow can be obtained by performing RIC. In other words, by repeatedly performing ischemia and reperfusion in a patient with a heart disease, it is possible to increase the decreased blood flow and improve imaging performance.
As described above, RIC can provide an effect of increasing blood flow and an antiarrhythmic effect. For example, it has the effect of preventing or reducing ischemia-reperfusion injury (IRI). In this case, RI-preC (remote ischemic preconditioning), RI-perC (remote ischemic perconditioning), and RI-postC (remote ischemic postconditioning) are classified according to the timing of applying RIC. Of these, RI-preC is the RIC applied before ischemia in ischemia-reperfusion injury, RI-perC is the RIC applied after the onset of ischemia in ischemia-reperfusion injury, RI-postC is applied during perfusion in ischemia-reperfusion injury. Note that ischemia and reperfusion in ischemia-reperfusion injury and ischemia and reperfusion in RIC described above are different events.
一方、非造影ＭＲＡのこれら各種の撮像法では、心電同期を用いた撮像がしばしば行われる。例えば、ＥＣＧ信号のＲ波の位置から所定の遅延時間後に撮像する撮像法や、拡張期や収縮期といった特定の心時相で撮像する撮像法が心電同期撮像法である。しかしながら、心疾患をもつ患者は心周期が不安定となるため、所望の同期タイミングで撮像できないという問題が生じる。 On the other hand, in these various imaging methods of non-contrast MRA, imaging using electrocardiographic gating is often performed. For example, the ECG gated imaging method is an imaging method that performs imaging after a predetermined delay time from the position of the R wave of the ECG signal, or an imaging method that performs imaging in a specific cardiac phase such as diastole or systole. However, since the cardiac cycle of a patient with a heart disease becomes unstable, there arises a problem that imaging cannot be performed at a desired synchronization timing.
これに対して、上述したように、ＲＩＣを行うことにより抗不整脈効果を得ることができる。つまり、心疾患をもつ患者に対して、虚血と再灌流とを繰り返し行うことにより、心周期を安定させることができ、所望の同期タイミングでの撮像が可能となる。この結果、描出能を向上させることができる。 In contrast, as described above, RIC can provide an antiarrhythmic effect. That is, by repeatedly performing ischemia and reperfusion for a patient with a heart disease, the cardiac cycle can be stabilized, and imaging can be performed at desired synchronous timing. As a result, imaging performance can be improved.
（詳細動作）
図６は、実施形態の磁気共鳴イメージングシステム２００、及び磁気共鳴イメージング装置１の詳細動作を示すフローチャートである。なお、図６は、実施形態の磁気共鳴イメージング方法の手順を示すフローチャートでもある。
(detailed operation)
FIG. 6 is a flow chart showing detailed operations of the magnetic
図７は、脈波伝搬時間の概念を説明する図であり、図８は、脈波伝搬時間と血流量との関係を模式的に示す図である。また、図９は、実施形態の磁気共鳴イメージングシステム２００、及び磁気共鳴イメージング装置１の動作概念を示すタイミングチャートである。以下、図６乃至図９を用いて、実施形態の磁気共鳴イメージングシステム２００、及び磁気共鳴イメージング装置１の詳細動作について説明する。
FIG. 7 is a diagram for explaining the concept of pulse wave transit time, and FIG. 8 is a diagram schematically showing the relationship between pulse wave transit time and blood flow. Also, FIG. 9 is a timing chart showing the operation concept of the magnetic
まず、図６のステップＳＴ１００で、処理回路４０のＲＩＣ併用撮像制御機能４０４は、ユーザからの撮像開始指示を受け付ける。撮像開始指示は、ユーザが入力デバイス４３を操作することによってＲＩＣ併用撮像制御機能４０４に与えられる。
First, in step ST100 of FIG. 6, the RIC combined
ユーザが行う操作は、ステップＳＴ１００における、入力デバイス４３を介した撮像開始の指示のみであり、これ以降、実際に撮像が実行されるまでの処理（即ち、ステップＳＴ１０１からステップＳＴ１０８までの処理）は、磁気共鳴イメージングシステム２００、及び磁気共鳴イメージング装置１が自動的に行う。したがって、以下に示すＲＩＣ併用撮像において、ユーザに対する新たな操作負担はほとんど発生しない。
The operation performed by the user is only an instruction to start imaging via the
撮像開始指示を受け付けると、ステップＳＴ１０１において、被検体の脈波伝搬時間（ＰＷＴＴ）を測定する。このとき測定される脈波伝搬時間は、脈波伝搬時間の初期値（ＰＷＴＴinit）である。脈波伝搬時間は、心電計２０１、脈波計２０２、及び処理回路４０の脈波伝搬時間測定機能４０１によって測定される。
When an imaging start instruction is received, the pulse wave transit time (PWTT) of the subject is measured in step ST101. The pulse wave transit time measured at this time is the initial value (PWTTinit) of the pulse wave transit time. The pulse wave transit time is measured by the
図７に示すように、脈波伝搬時間は、心電計２０１から出力されるＥＣＧ信号に含まれるＲ波のピーク時刻と、脈波計２０２から出力される脈波の立ち上がり時刻との差として定義される時間である。なお、脈波計２０２のプローブ（例えば、経皮的酸素飽和度（SpO2）を光学的に測定するプローブ）は、通常、手の指先に装着される。したがって、脈波伝搬時間は、概ね、心臓から拍出された動脈血が手の指先まで伝搬するまでに時間と考えることができる。脈波伝搬時間測定機能４０１は、Ｒ波のピーク時刻と、脈波の立ち上がり時刻とを検出し、２つの時刻差を求めることにより、脈波伝搬時間を測定する。
As shown in FIG. 7, the pulse wave transit time is the difference between the peak time of the R wave contained in the ECG signal output from the
本実施形態において、脈波伝搬時間を測定する理由は、ＲＩＣによる血流量増加効果を評価するためである。即ち、以下に説明するように、脈波伝搬時間を測定することにより、血流量を間接的に評価することが可能であるからである。 In this embodiment, the reason for measuring the pulse wave transit time is to evaluate the blood flow increasing effect of RIC. That is, as described below, the blood flow rate can be indirectly evaluated by measuring the pulse wave transit time.
以下の式で示すように、脈波伝搬時間（ＰＷＴＴ）と心拍１回分の拍出量ＳＶの間には、負の相関があることが知られている。
ＳＶ≒γ・[α・（PWTT）+β] （式１）
ここで、αは負の定数、β及びγは正の定数である。
As shown by the following formula, it is known that there is a negative correlation between the pulse wave transit time (PWTT) and the stroke volume SV for one heartbeat.
SV≈γ・[α・(PWTT)+β] (Formula 1)
where α is a negative constant and β and γ are positive constants.
また、血流量ＣＯ（即ち、１分間の心拍出量）は、以下の式で示すように、心拍１回分の拍出量ＳＶと、１分間の心拍数ＨＲ（heart rate）との積で表される。
ＣＯ＝ＳＶ・（ＨＲ） （式２）
In addition, the blood flow CO (that is, the cardiac output per minute) is the product of the stroke volume SV for one heartbeat and the heart rate HR (heart rate) per minute, as shown in the following formula. expressed.
CO = SV (HR) (Formula 2)
（式１）及び（式２）より、血流量ＣＯと脈波伝搬時間（ＰＷＴＴ）との間には以下の関係式が成り立つ。
ＣＯ≒γ・[α・（PWTT）+β]・（ＨＲ） （式３）
From (Equation 1) and (Equation 2), the following relational expression holds between the blood flow CO and the pulse wave transit time (PWTT).
CO≈γ・[α・(PWTT)+β]・(HR) (Formula 3)
したがって、血流量ＣＯと脈波伝搬時間（ＰＷＴＴ）との間には、図８に示すように負の相関が存在する。したがって、脈波伝搬時間（ＰＷＴＴ）を測定することにより、間接的に血流量ＣＯを評価することができる。つまり、脈波伝搬時間の初期値（ＰＷＴＴinit）を測定したときの血流量の初期値をＣＯinitとしたとき、脈波伝搬時間（ＰＷＴＴ）がその初期値（ＰＷＴＴinit）よりも減少した場合には、血流量ＣＯは、その初期値（ＣＯinit）よりも増加したとみなすことができる。 Therefore, there is a negative correlation between blood flow CO and pulse wave transit time (PWTT), as shown in FIG. Therefore, the blood flow CO can be indirectly evaluated by measuring the pulse wave transit time (PWTT). That is, when the initial value of the blood flow when the initial value of the pulse wave transit time (PWTTinit) is measured is COinit, when the pulse wave transit time (PWTT) decreases below the initial value (PWTTinit), The blood flow CO can be considered to have increased from its initial value (COinit).
ステップＳＴ１０１における脈波伝搬時間の初期値（ＰＷＴＴinit）の測定は、加圧装置２０３による加圧の前に行われる（図９の下段のタイミングチャートの左側参照）。 The initial value (PWTTinit) of the pulse wave transit time in step ST101 is measured before pressurization by pressurization device 203 (see the left side of the lower timing chart in FIG. 9).
図６に戻り、ステップＳＴ１０２において、被検体の四肢（例えば、上腕部）を、血流遮断状態になるまで加圧する。そして、この時の加圧圧力を、圧力初期値Ｐinit（ｍｍＨｇ）として取得し保持する。 Returning to FIG. 6, in step ST102, the extremities (for example, the upper arm) of the subject are pressurized until the blood flow is interrupted. Then, the applied pressure at this time is obtained and held as an initial pressure value Pinit (mmHg).
ステップＳＴ１０２の処理は、処理回路４０のＲＩＣ併用撮像制御機能４０４からの加圧開始指令を受けて、加圧制御機能４０３が加圧装置２０３を制御することによって行われる。例えば、加圧制御機能４０３は、加圧装置２０３の駆血帯２０４の加圧圧力を徐々に上昇させつつ、脈波計２０２から得られる末梢脈波（即ち、指先の脈波）の波形をモニタする。そして、加圧制御機能４０３は、末梢脈波の波形が概ねフラットになったことをもって、血流遮断状態になったと判断し、加圧装置２０３の加圧の上昇を一旦停止する。そして、その時の駆血帯２０４の圧力を、圧力初期値Ｐinit（ｍｍＨｇ）として取得する。
The processing of step ST102 is performed by the
なお、ステップＳＴ１０２の実行タイミングは、図９の上段のタイミングチャートの左側に図示されている。 The execution timing of step ST102 is shown on the left side of the upper timing chart in FIG.
ステップＳＴ１０３からステップＳＴ１０６までの処理が、虚血と再灌流のサイクルを実施して、血流量を増加させるための処理に該当する。 The processing from step ST103 to step ST106 corresponds to the processing for increasing blood flow by performing a cycle of ischemia and reperfusion.
まず、ステップＳＴ１０３では、加圧制御機能４０３は、加圧装置２０３の駆血帯２０４の圧力を所定の圧力で、所定の期間Ｔiscだけ加圧して、血流を遮断して虚血状態に到らしめる。ここで、所定の圧力とは、圧力初期値Ｐinitに所定のマージンｍを付加した圧力（Ｐinit＋ｍ）であり、例えば、Ｐinit＋２０（ｍｍＨｇ）といった圧力である。圧力初期値Ｐinitにマージンを付加した圧力で加圧することにより、より確実に虚血状態に到ら示すことができる。また、所定の期間Ｔiscは、臨床的な実験等によって決定すればよく、例えば、約５分といった期間である。
First, in step ST103, the
所定期間だけ加圧した後、ステップＳＴ１０４では、加圧制御機能４０３は、加圧装置２０３の駆血帯２０４を緩め（即ち、圧力を印加しない状態にし）、血液を再灌流させる。再灌流の期間Ｔrepも、臨床的な実験等によって決定すればよく、例えば、約３分から約５分といった期間である。
After applying pressure for a predetermined period, in step ST104, the
次に、ステップＳＴ１０５で、脈波伝搬時間ＰＷＴＴを測定する。脈波伝搬時間ＰＷＴＴの測定方法は、ステップＳＴ１０１と同じである。但し、ステップＳＴ１０１では、加圧前の脈波伝搬時間の初期値ＰＷＴＴinitを測定しているのに対して、ステップＳＴ１０５では、加圧後、虚血と再灌流のサイクルを実施中に脈波伝搬時間ＰＷＴＴを測定している。 Next, in step ST105, the pulse wave transit time PWTT is measured. The method of measuring the pulse wave transit time PWTT is the same as in step ST101. However, in step ST101, the initial value PWTTinit of the pulse wave propagation time before pressurization is measured. We are measuring the time PWTT.
ステップＳＴ１０６は、撮像を開始するか否かを判定する処理である。ステップＳＴ１０６の判定は、撮像開始タイミング判定機能４０２が行う。具体的には、撮像開始タイミング判定機能４０２は、加圧前（或いは、虚血と再灌流のサイクルの開始前）にステップＳＴ１０１で測定した脈波伝播時間の初期値ＰＷＴＴinitと、虚血と再灌流のサイクルの開始後にステップＳＴ１０５で測定した脈波伝播時間ＰＷＴＴとの比を用いて、撮像の開始タイミングを決定する。
Step ST106 is a process of determining whether or not to start imaging. The determination in step ST106 is performed by the imaging start timing
例えば、初期値ＰＷＴＴinitに所定の定数Ｋ（Ｋ＜１）を乗じた値と、ステップＳＴ１０５で測定された脈波伝播時間ＰＷＴＴとを比較し、ＰＷＴＴがＫ・ＰＷＴＴinitよりも小さいか否か（ＰＷＴＴ＜Ｋ・ＰＷＴＴinit？）を判定する。 For example, a value obtained by multiplying the initial value PWTTinit by a predetermined constant K (K<1) is compared with the pulse wave transit time PWTT measured in step ST105 to determine whether PWTT is smaller than K·PWTTinit (PWTT <K·PWTTinit?) is determined.
前述したように、血流量ＣＯとＰＷＴＴとの間には負の相関がある。したがって、ＰＷＴＴがＫ・ＰＷＴＴinit以上の場合は、まだＲＩＣによる血流量増加効果や抗不整脈効果が十分に得られていないと判断し、ステップＳＴ１０３に戻り、虚血と再灌流のサイクルを繰り返す。虚血と再灌流のサイクルは、ステップＳＴ１０６で、ＰＷＴＴがＫ・ＰＷＴＴinitよりも小さくなったと判定されるまで繰り返される。 As mentioned above, there is a negative correlation between blood flow CO and PWTT. Therefore, when PWTT is equal to or greater than K·PWTTinit, it is determined that the blood flow increasing effect and antiarrhythmic effect of RIC have not yet been sufficiently obtained, and the process returns to step ST103 to repeat the cycle of ischemia and reperfusion. The cycle of ischemia and reperfusion is repeated until it is determined in step ST106 that PWTT has become smaller than K·PWTTinit.
ステップＳＴ１０６で、ＰＷＴＴがＫ・ＰＷＴＴinitよりも小さくなったと判定されると、ステップＳＴ１０７へ進む。ステップＳＴ１０７では、例えば、撮像開始タイミング判定機能４０２の肯定的な判定結果を受けて、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４が、シーケンスコントローラ３４に対して、撮像開始の指令を出力する。
When it is determined in step ST106 that PWTT has become smaller than K·PWTTinit, the process proceeds to step ST107. In step ST107, for example, upon receiving a positive determination result from the imaging start timing
ステップＳＴ１０８では、撮像開始の指令を受けて、撮像部６００が非造影ＭＲＡ撮像を実行する。
In step ST108, the
なお、図９は、上述したステップＳＴ１０１からステップＳＴ１０７までの処理を、駆血帯２０４の圧力の変化を示すタイミングチャート（図９の上段）と、脈波伝搬時間ＰＷＴＴの変化を示すタイミングチャート（図９の下段）とを用いて説明した図である。図９から判るように、虚血と再灌流のサイクルを繰り返すことによって、ＲＩＣ効果によって血流量が徐々に増加する。そして、血流量の増加を、脈波伝搬時間の減少の程度によって評価し、撮像開始のタイミングを決定している。 FIG. 9 is a timing chart showing changes in the pressure of the tourniquet 204 (upper part of FIG. 9) and a timing chart showing changes in the pulse wave transit time PWTT (Fig. 9). FIG. 10 is a diagram described using (lower part of FIG. 9). As can be seen from FIG. 9, repeated cycles of ischemia and reperfusion lead to a gradual increase in blood flow due to the RIC effect. Then, the increase in blood flow is evaluated by the degree of decrease in the pulse wave propagation time, and the timing for starting imaging is determined.
以上説明してきた第１の実施形態の磁気共鳴イメージングシステム２００、磁気共鳴イメージング装置１、及び磁気共鳴イメージング方法によれば、ＲＩＣ併用撮像によるＲＩＣ効果により、循環不全により血流が低下している患者、或いは心周期が安定していない患者に対しても、血管の描出能を高めることができる。
According to the magnetic
また、第１の実施形態のＲＩＣ併用撮像は、ユーザが撮像開始の指示をしさえすれば、その後の処理はシステム、或いは装置が自動的に処理するため、ユーザに特別な操作負担を強いることが無い。 Further, in the RIC combined imaging of the first embodiment, as long as the user gives an instruction to start imaging, the subsequent processing is automatically processed by the system or the device, so a special operation burden is imposed on the user. There is no
また、本実施形態における撮像開始のタイミング判定は、脈波計や心電計といった低コストのデバイスを用いて脈波伝搬時間を用いて間接的に判定する手法を採用しているため、血流量の増加を直接測定するための特別な装置を必要とすることなく、脈波計や心電計といった比較的低コストのデバイスを用いて判定することができる。
また、第１の実施形態では、測定した脈波伝搬時間等の生体情報を用いて、加圧装置２０３による虚血と再灌流のサイクルを停止し、加圧装置２０３による加圧を停止するように構成することもできる。
In addition, the determination of the imaging start timing in the present embodiment employs a method of indirectly determining the pulse wave transit time using a low-cost device such as a pulse wave monitor and an electrocardiograph. It can be determined using relatively low-cost devices such as plethysmographs and electrocardiographs without the need for special equipment to directly measure the increase in .
Further, in the first embodiment, biological information such as the measured pulse wave transit time is used to stop the cycle of ischemia and reperfusion by the
なお、図１及び図２では、磁気共鳴イメージング装置１には、心電計２０１、脈波計２０２、及び加圧装置２０３が含まれない構成となっているが、必ずしもこの構成に限定されるものではない。例えば、磁気共鳴イメージング装置１が、心電計２０１、脈波計２０２、及び加圧装置２０３の全部、或いは任意の２つ、或いは任意の１つを含む構成とすることもできる。
1 and 2, the magnetic
（第２の実施形態）
図１０は、第２の実施形態の磁気共鳴イメージングシステム２００、磁気共鳴イメージング装置１、及び磁気共鳴イメージング方法の動作例を示すフローチャートである。第２の実施形態の磁気共鳴イメージングシステム２００及び磁気共鳴イメージング装置１の構成は、図１に示した構成と同じである。
(Second embodiment)
FIG. 10 is a flow chart showing an operation example of the magnetic
まず、ステップＳＴ２００で、処理回路４０は、ユーザからの撮像開始指示を受け付ける。撮像開始指示は、ユーザが入力デバイス４３を操作することによって処理回路４０に与えられる。
First, in step ST200, the
次に、ステップＳＴ２０１で、処理回路４０は、加圧装置２０３の駆血帯２０４を加圧し、撮像対象の血管を虚血状態にする。
Next, in step ST201, the
その後、ステップＳＴ２０２で、処理回路４０は、所定の非造影ＭＲＡ法（例えばＦＢＩ法）により、虚血状態となっている血管を第１の撮像によって撮像し、第１の画像を生成する。第１の撮像の開始タイミングは、例えば、脈波計２０２から取得する生体情報（即ち、脈波）の波形に基づいて決定する。例えば、処理回路４０が、脈波計２０２から取得した脈波の波形がほぼフラットになったか否かを判定することにより、血管が虚血状態になったか否かを判定することができる。
After that, in step ST202, the
図１１の左上段に、虚血状態で撮像した第１の画像を模式的に示す。画像中の白い領域が虚血状態の血管を示し、その周囲の灰色領域が血管の背景を示している。虚血状態となった血管では、血流量が著しく低下するため、非造影ＭＲＡに属する多くの撮像法では血管を良好に描出することができない。例えば、血管領域の画素値は、背景に比べて低い値を示すことになる。 The upper left part of FIG. 11 schematically shows the first image captured in the ischemic state. The white area in the image indicates the ischemic vessel, and the surrounding gray area indicates the background of the vessel. Blood flow in blood vessels in an ischemic state is significantly reduced, and many imaging methods belonging to non-contrast-enhanced MRA cannot visualize the blood vessels well. For example, the pixel values of the blood vessel region are lower than those of the background.
第１の撮像が終わると、ステップＳＴ２０３で、処理回路４０は、加圧装置２０３の駆血帯２０４を緩め、血液を再灌流させる。
After completion of the first imaging, in step ST203, processing
その後、ステップＳＴ２０４で、処理回路４０は、第１の撮像と同じ種類の非造影ＭＲＡ法により、再灌流後の血管を第２の撮像によって撮像し、第２の画像を生成する。第２の撮像の開始タイミングも、第１の撮像と同様に、脈波計２０２から取得する生体情報（即ち、脈波）の波形に基づいて決定する。例えば、処理回路４０が、脈波計２０２から取得した脈波の波形がフラットな形状から標準的な脈波の波形に戻ったか否かを判定することにより、虚血状態から再灌流された状態に戻ったか否かを判定することができる。
After that, in step ST204, the
図１１の左下段に、再灌流後に撮像した第２の画像を模式的に示す。画像中の黒い領域が再灌流後の血管を示し、その周囲の灰色領域が血管の背景を示している。再灌流後の血管では、血流量が正常な状態に戻っているため、非造影ＭＲＡに属する多くの撮像法によって血管を良好に描出することができる。例えば、血管領域の画素値は、背景に比べて高い値を示すことになる。 The lower left part of FIG. 11 schematically shows the second image captured after reperfusion. The black area in the image indicates the blood vessel after reperfusion, and the surrounding gray area indicates the blood vessel background. Since blood flow in blood vessels after reperfusion has returned to a normal state, the blood vessels can be well visualized by many imaging methods belonging to non-contrast MRA. For example, the pixel values of the blood vessel region are higher than those of the background.
次に、ステップＳＴ２０５で、処理回路４０は、第１の画像と第２の画像とを差分処理して血管画像を生成する。
Next, in step ST205, the
図１１の右側に、第１の画像と第２の画像との差分画像を示す。第１の画像と第２の画像との差分処理により、背景領域が抑制され、血管領域のみが描出された血管画像が生成される。 The right side of FIG. 11 shows the difference image between the first image and the second image. A blood vessel image is generated in which the background region is suppressed and only the blood vessel region is depicted by the difference processing between the first image and the second image.
なお、撮像対象となる血管は、必ずしも動脈に限られるものではなく、静脈も撮像対象とすることができる。 Note that blood vessels to be imaged are not necessarily limited to arteries, and veins can also be imaged.
また、従来のＦＢＩ法では、心電同期を伴う撮像により、収縮期で撮像した画像と、拡張期で撮像した画像との差分処理を行うものもあるが、上述した第２の実施形態の撮像法では、心時相に関係なく撮像タイミングを設定することができる。したがって、心電同期を行う必要もない。 In addition, in the conventional FBI method, there is a method in which difference processing is performed between an image captured in systole and an image captured in diastole by imaging with electrocardiographic gating. In the method, the imaging timing can be set regardless of the cardiac phase. Therefore, there is no need to perform ECG gating.
（第３の実施形態）
第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１及び磁気共鳴イメージングシステム２００は、上述したＲＩＣを行うことによって、即ち、加圧装置２０３を用いて被検体に対して虚血と再灌流とを生じさせることによって、脳梗塞の診断と治療に有用な画像やデータを取得することを可能とするものである。
(Third Embodiment)
The magnetic
脳梗塞は脳の血管が詰まる病気である。脳の血管が詰まるとその先に血液が流れなくなり、酸素や栄養が不足する。この状態が長く続くと、脳細胞が壊死し、手足の麻痺や言語障害などの様々な障害が起こってくる。 Stroke is a disease in which a blood vessel in the brain is blocked. When blood vessels in the brain become clogged, the blood does not flow to the destination, and oxygen and nutrients are deficient. If this condition continues for a long time, brain cells will die, and various disorders such as paralysis of limbs and speech disorders will occur.
初期の段階の脳梗塞、即ち、発症からの経過時間が短い脳梗塞は、急性期脳梗塞と呼ばれており、第３の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１及び磁気共鳴イメージングシステム２００が対象とするのは、この急性期脳梗塞である。
Cerebral infarction in the early stage, that is, cerebral infarction with a short elapsed time from onset, is called acute cerebral infarction, and the magnetic
急性期脳梗塞の治療目的は血流を極力早く、例えば、発症から数時間以内に、回復させることである。急性期脳梗塞に対する主な治療方法として、アルテプラーゼ(rt-PA)等の薬物によって血栓を溶融する方法や、ステント等のデバイスを用いて動脈内の血栓を除去する方法が知られている。 The goal of treating acute cerebral infarction is to restore blood flow as quickly as possible, for example, within several hours of onset. As major therapeutic methods for acute cerebral infarction, methods of melting thrombi with drugs such as alteplase (rt-PA) and methods of removing thrombi in arteries using devices such as stents are known.
図１２は、急性期脳梗塞が起こっている脳のアキシャル断面を模式的に示した図である。急性期脳梗塞領域（以下、単に脳梗塞領域と呼ぶ）は、図の濃い楕円で示した梗塞コアと呼ばれる領域と、斜線ハッチングの楕円で示した虚血性ペナンブラと呼ばれる領域からなっていると言われている。 FIG. 12 is a diagram schematically showing an axial section of the brain in which acute cerebral infarction has occurred. The acute phase cerebral infarction region (hereinafter simply referred to as the cerebral infarction region) is said to consist of a region called the infarct core indicated by the dark ellipse in the figure and a region called the ischemic penumbra indicated by the hatched ellipse. It is
梗塞コアは、重度の虚血により、壊死などの構造的な破壊を受けている領域である。梗塞コアは、不可逆的な梗塞部位であり、救済困難な領域である。 The infarct core is the area undergoing structural destruction, such as necrosis, due to severe ischemia. The infarct core is the irreversible infarct site and the difficult-to-rescue area.
一方、虚血性ペナンブラは、梗塞コアの周囲にある、正常な領域と梗塞コアの中間の領域であり、中程度の虚血を受けている領域である。虚血性ペナンブラは、例えば、「機能的には障害され、梗塞に至る危険がある虚血にさらされた組織であるが、再開通やその他の方法により救済可能な組織であり、救済されなければ新たに梗塞コアを形成し、梗塞コアは時間と共に拡大する」と定義されている。 The ischemic penumbra, on the other hand, is the area surrounding the infarct core, intermediate the normal area and the infarct core, and undergoing moderate ischemia. Ischemic penumbra is defined, for example, as “functionally impaired tissue exposed to ischemia that is at risk of infarction, but which can be and must be rescued by recanalization or other methods. A new infarct core forms, and the infarct core expands over time.”
図１３は、発症からの時間の経過に伴って、脳梗塞領域にうち、救済困難な梗塞コアの領域が増加し、逆に、救済可能な虚血性ペナンブラの領域が減少する様子を模式的に示した図である。急性期脳梗塞の治療は、超早期治療が重要であり、このためには、救済可能領域である虚血性ペナンブラを早期に検出することが重要となる。 FIG. 13 schematically shows how the area of the infarct core, which is difficult to be salvaged, increases, and conversely, the area of the ischemic penumbra, which can be salvaged, decreases in the cerebral infarction area with the passage of time from onset. Fig. 3 shows. Ultra-early treatment is important for the treatment of acute cerebral infarction, and for this purpose, early detection of ischemic penumbra, which is a salvageable area, is important.
従来、虚血性ペナンブラの検出方法として、ＤＷＩ（Diffusion Weighted Imaging: 拡散強調イメージング）とＰＷＩ（Perfusion Weighted Imaging: 灌流強調イメージング）とのミスマッチを利用する方法（ＤＷＩ－ＰＷＩミスマッチ法）が知られている。この方法は、ＤＷＩで検出する梗塞領域と、ＰＷＩで検出する梗塞領域との差分領域を、虚血性ペナンブラの領域と判断するものである。 Conventionally, as a method for detecting an ischemic penumbra, a method using a mismatch between DWI (Diffusion Weighted Imaging) and PWI (Perfusion Weighted Imaging) (DWI-PWI mismatch method) is known. . In this method, the differential area between the infarct area detected by DWI and the infarct area detected by PWI is determined as the area of the ischemic penumbra.
しかしながら、ＤＷＩ－ＰＷＩミスマッチ法では、梗塞コアと虚血性ペナンブラとの境界を明瞭に区別できない、という問題が指摘されている。 However, it has been pointed out that the DWI-PWI mismatch method cannot clearly distinguish the boundary between the infarct core and the ischemic penumbra.
また、ＰＷＩは、造影剤を用いた侵襲的な撮像である。そして、急性期脳梗塞の治療においては、治療前後の評価のために、数時間ごとにＰＷＩ撮像を行うことも考えられる。このため、ＰＷＩは、患者への負担の大きな撮像である。 PWI is also invasive imaging using a contrast agent. In the treatment of acute cerebral infarction, PWI imaging may be performed every few hours for evaluation before and after treatment. For this reason, PWI is imaging that imposes a heavy burden on the patient.
また、ＰＷＩは、造影剤の投入後における造影剤濃度の時間変化を測定する撮像であるため、複数時相での撮像が必要であり、比較的長い撮像時間のデータから、灌流に関する情報を取得する。これに対して、急性期脳梗塞では、血流の循環動態がダイナミックに変化する。つまり、循環動態が時間と共に変化する撮像対象を、長い撮像時間をかけて撮像することになり、このため、虚血性ペナンブラの検出精度が制限されることになる。 In addition, since PWI is imaging that measures the temporal change in contrast agent concentration after injection of the contrast agent, it is necessary to perform imaging in multiple time phases, and information on perfusion can be obtained from data obtained over relatively long imaging times. do. On the other hand, in acute cerebral infarction, the hemodynamics of blood flow changes dynamically. In other words, an imaging target whose hemodynamics changes with time is imaged over a long imaging time, which limits the detection accuracy of the ischemic penumbra.
以下に述べる第３の実施形態は、上述した課題に対処するものであり、ＰＷＩを実施することなく、梗塞コアと虚血性ペナンブラとを区別し、救済可能な領域である虚血性ペナンブラの存否とその領域を、短時間で確実に検出することができる磁気共鳴イメージング装置１及び磁気共鳴イメージングシステム２００を提供する。
The third embodiment described below addresses the above-mentioned problems, distinguishing between the infarct core and the ischemic penumbra without performing PWI, A magnetic
第３の実施形態は、主に２つの着眼点に基づいている。第１の着眼点は、磁気共鳴イメージング装置１の撮像法として、ＩＶＩＭ (intravoxel incoherent motion)法を用いることである。第２の着眼点は、第１、第２の実施形態と同様に、加圧装置を用いたＲＩＣ（遠隔虚血コンディショニング）を併用することである。第３の実施形態でのＲＩＣは、脳梗塞に伴う虚血の発症後に行われるため、前述した３タイプのＲＩＣのうち、ＲＩ－perＣ（remote ischemic perconditioning）に該当することになる。
The third embodiment is mainly based on two points of focus. The first focus is to use the IVIM (intravoxel incoherent motion) method as the imaging method of the magnetic
図１４は、第３の実施形態の処理概念を説明する図である。図１４に示すように、第３の実施形態では、ＲＩＣを実施する前にＩＶＩＭ法による撮像（即ち、第１のＩＶＩＭ撮像）を行い、その後、ＲＩＣを行う。そして、ＲＩＣの実施後、再びＩＶＩＭ撮像（第２のＩＶＩＭ撮像）を行う。 FIG. 14 is a diagram for explaining the processing concept of the third embodiment. As shown in FIG. 14, in the third embodiment, imaging by the IVIM method (that is, first IVIM imaging) is performed before performing RIC, and then RIC is performed. After the RIC is performed, IVIM imaging (second IVIM imaging) is performed again.
後述するように、ＩＶＩＭ法は、複数のｂ値を使用する拡散強調撮像である。ＩＶＩＭ法では、異なるｂ値に設定した複数回の拡散強調撮像によって得られたデータから、真の拡散係数Ｄ、擬似拡散係数Ｄ＊、及び、灌流比率ｆ、といったＩＶＩＭパラメータをボクセル毎に算出する。なお、本明細書においては、「ボクセル」という用語は、２次元画像における「ピクセル」を含むものとする。上記の各ＩＶＩＭパラメータの具体的な説明は後述する。 As described below, the IVIM method is diffusion weighted imaging using multiple b-values. In the IVIM method, IVIM parameters such as the true diffusion coefficient D, the pseudo-diffusion coefficient D * , and the perfusion ratio f are calculated for each voxel from data obtained by multiple diffusion-weighted imaging with different b values. . In this specification, the term "voxel" includes "pixels" in a two-dimensional image. A detailed description of each of the above IVIM parameters will be given later.
第３の実施形態では、図１４に示すように、ＲＩＣ前の第１のＩＶＩＭ撮像で得られたデータから、真の拡散係数Ｄ１、擬似拡散係数Ｄ１ ＊、及び、灌流比率ｆ１、をボクセル毎に算出する。同様に、ＲＩＣ後の第２のＩＶＩＭ撮像で得られたデータから、真の拡散係数Ｄ２、擬似拡散係数Ｄ２ ＊、及び、灌流比率ｆ２、をボクセル毎に算出する。そして、ＲＩＣ前後でのＩＶＩＭパラメータの差分を求める。具体的には、ＲＩＣ前後での灌流比率の差分Δｆ（＝ｆ２－ｆ１）、及び、擬似拡散係数の差分ΔＤ＊（＝Ｄ２ ＊－Ｄ１ ＊）のいずれか一方を算出する。典型的には、ＲＩＣ前後での灌流比率の差分Δｆを、ボクセル毎に算出する。 In a third embodiment, as shown in FIG. 14, from the data obtained in the first IVIM imaging before RIC, the true diffusion coefficient D 1 , the pseudo-diffusion coefficient D 1 * , and the perfusion fraction f 1 , is calculated for each voxel. Similarly, the true diffusion coefficient D 2 , the pseudo diffusion coefficient D 2 * , and the perfusion fraction f 2 are calculated for each voxel from the data obtained in the second IVIM imaging after RIC. Then, the difference in the IVIM parameters before and after RIC is obtained. Specifically, one of the difference Δf (=f 2 −f 1 ) in the perfusion ratio before and after RIC and the difference ΔD * (=D 2 * −D 1 * ) in the pseudo diffusion coefficient is calculated. Typically, the difference Δf in perfusion ratio before and after RIC is calculated for each voxel.
そして、灌流比率の差分Δｆの大きさ、擬似拡散係数の差分ΔＤ＊の大きさ、或いは、両者の組み合わせに基づいて、判定対象ボクセルが、梗塞コア内のボクセルであるのか、虚血性ペナンブラ内のボクセルであるのかを判定し、梗塞コアと虚血性ペナンブラとを区別する。 Then, based on the magnitude of the difference Δf in the perfusion ratio, the magnitude of the difference ΔD * in the pseudo diffusion coefficients, or a combination of the two, whether the voxel to be determined is within the infarct core or within the ischemic penumbra is determined. Voxels are determined to distinguish between infarct cores and ischemic penumbra.
図１５は、第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１及び磁気共鳴イメージングシステム２００のＲＩＣ併用撮像に関する構成を含むブロック図である。第３の実施形態は、再構成処理機能４０５で生成される再構成画像のデータを解析する解析機能４０７を有している。また、第３の実施形態では、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４は、スキャナ６００に対して、ＩＶＩＭ法による撮像の制御を行う。その他の構成及び機能は第１の実施形態（図２）と同じであるため、説明を省略する。
FIG. 15 is a block diagram including configurations related to RIC combined imaging of the magnetic
図１６は、第３の実施形態の動作例を示すフローチャートである。第３の実施形態に係る解析機能４０７、及び、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４について、図１７乃至図２０を参照しつつ、図１６の処理の流れに沿って説明する。
FIG. 16 is a flow chart showing an operation example of the third embodiment. The
まず、ステップＳＴ３００では、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４が、入力デバイス４３を介して、ユーザからの撮像開始指示を受け付ける。
First, in step ST<b>300 , the RIC combined
撮像開始指示を受け付けると、ステップＳＴ３０１では、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４は、複数のｂ値を用いた第１のＩＶＩＭ撮像（即ち、ＲＩＣ実施前のＩＶＩＭ撮像）を実施する。
When an imaging start instruction is received, in step ST301, the RIC combined
図１７は、ＩＶＩＭ撮像のパルスシーケンスの一例を示す図である。ＩＶＩＭ撮像のパルスシーケンス自体は、ＤＷＩ（拡散強調イメージング）のパルスシーケンスと同じである。例えば、図１７に示すように、ＩＶＩＭ撮像のパルスシーケンスは、ＳＥ(spin echo)－ＥＰＩ(echo planer-imaging)のパルスシーケンスをベースとし、このパルスシーケンス中のリフォーカスパルスの前後に、ＭＰＧ(motion probing gradient)パルスと呼ばれる傾斜磁場パルスを付加したものである。 FIG. 17 is a diagram showing an example of a pulse sequence for IVIM imaging. The pulse sequence itself for IVIM imaging is the same as that for DWI (diffusion weighted imaging). For example, as shown in FIG. 17, the IVIM imaging pulse sequence is based on a SE (spin echo)-EPI (echo planer-imaging) pulse sequence, and MPG ( A gradient magnetic field pulse called a motion probing gradient pulse is added.
２つ目のＭＰＧパルスの後に続く斜線ハッチングで示した期間が、ＥＰＩによるデータ収集期間である。シングルショットのＳＥ－ＥＰＩでは、このデータ収集期間に、１つのスライス分に対応する位相エンコード数のデータが収集される。図１７に示すパルスシーケンスを、異なるスライスに対して複数回印加することにより、１つのｂ値に対応する所望の３次元ボリュームデータを収集することができる。２次元のデータ収集の場合（１つのスライスデータを収集する場合）は、図１７に示すパルスシーケンスを１回行うだけで、１つのｂ値に対応するスライスデータを収集することができる。 A hatched period following the second MPG pulse is a data acquisition period by EPI. In single-shot SE-EPI, data of the number of phase encodes corresponding to one slice is acquired during this data acquisition period. By applying the pulse sequence shown in FIG. 17 multiple times to different slices, desired three-dimensional volume data corresponding to one b-value can be acquired. In the case of two-dimensional data acquisition (acquisition of one slice data), slice data corresponding to one b value can be acquired by performing the pulse sequence shown in FIG. 17 only once.
ＩＶＩＭ撮像では、このデータ収集を、ｂ値を変えながら複数回行い、異なる複数のｂ値にそれぞれ対応する複数のデータセットを収集する。ここで、ｂ値は、図１７にも示したように、
ｂ＝γ２Ｇ２τ２[Ｔ－(τ／３)] （式４）
で表される。ここで、γは磁気回転比であり、ＧはＭＰＧの傾斜磁場の大きさ、τはＭＰＧパルスのパルス長、Ｔは２つのＭＰＧパルスの夫々の前縁の間隔、である。ｂ値を変えるには、Ｇ、τ、及びＴの少なくとも１つの値を変えればよい。例えば、ＭＰＧパルスのパルス長τを異なる値に設定することにより、ｂ値を変えることができる。
In IVIM imaging, this data acquisition is performed multiple times while changing the b value, and multiple data sets corresponding to multiple different b values are acquired. Here, as shown in FIG. 17, the b value is
b=γ 2 G 2 τ 2 [T−(τ/3)] (Formula 4)
is represented by is the gyromagnetic ratio, G is the magnitude of the MPG gradient field, .tau. is the pulse length of the MPG pulse, and T is the spacing between the leading edges of each of the two MPG pulses. To change the b value, at least one of G, τ, and T should be changed. For example, the b value can be varied by setting the pulse length τ of the MPG pulses to different values.
ステップＳＴ３０１では、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４が、上述したように、異なる複数のｂ値を有するＤＷＩのパルスシーケンスに従う撮像をスキャナ６００に実施させることにより、ＲＩＣ実施前の第１のＩＶＩＭ撮像を行う。
In step ST301, the RIC combined
次に、ＲＩＣを実施する。このＲＩＣは、第１の実施形態のステップＳＴ１０１からステップＳＴ１０６の処理と同じである。具体的には、加圧装置２０３の駆血帯２０４を用いて、被検体の腕部に対して、虚血と再灌流のサイクルを１回、或いは複数回繰り返す。このＲＩＣの実施によって、ＲＩＣ効果である血流量増加効果が得られる。
Next, RIC is performed. This RIC is the same as the processing from step ST101 to step ST106 of the first embodiment. Specifically, the
ステップＳＴ１０６では、脈波伝播時間ＰＷＴＴに基づいて、血流量が所望の量まで増加したか否かを推定し、血流量が所望の量まで増加したと判定されると、ステップＳＴ３０２に進む。 In step ST106, it is estimated whether or not the blood flow has increased to the desired amount based on the pulse wave transit time PWTT, and if it is determined that the blood flow has increased to the desired amount, the process proceeds to step ST302.
ステップＳＴ３０２では、撮像開始タイミング判定機能４０２が、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４に対して、第２のＩＶＩＭ撮像を開始するように指令する。そして、ステップＳＴ３０３では、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４が、スキャナ６００を制御して、第２のＩＶＩＭ撮像、即ち、ＲＩＣ実施後のＩＶＩＭ撮像を実施する。第２のＩＶＩＭ撮像の処理は。第１のＩＶＩＭと全く同じであり、撮像の実施時期がＲＩＣの実施の前と後で異なっているだけである。
In step ST302, the imaging start timing
ステップＳＴ３０４では、第１のＩＶＩＭ撮像及び第２のＩＶＩＭ撮像で収集したデータを再構成して、第１のＩＶＩＭ画像及び第２のＩＶＩＭ画像を生成する。第１のＩＶＩＭ画像及び第２のＩＶＩＭ画像は、夫々、複数のｂ値に対応する複数のＩＶＩＭ画像である。なお、ｂ値は値ゼロ（ｂ＝０）を含むものとする。 In step ST304, the data acquired by the first IVIM imaging and the second IVIM imaging are reconstructed to generate the first IVIM image and the second IVIM image. The first IVIM image and the second IVIM image are multiple IVIM images corresponding to multiple b-values, respectively. Note that the b value includes the value zero (b=0).
ステップＳＴ３０５では、第１のＩＶＩＭ画像と第２のＩＶＩＭ画像の双方に関して、１つのｂ値（例えば、ｂ＝０）に対応する画像の信号強度Ｓ（０）と、複数のｂ値（ｂ＝０を含む）に対応する画像の信号強度Ｓ（ｂ）との比、Ｓ（ｂ）／Ｓ（０）、をボクセル毎に算出する。ステップＳＴ３０５の処理は、図１５に示した解析機能４０７が行う。
In step ST305, for both the first IVIM image and the second IVIM image, the signal intensity S(0) of the image corresponding to one b value (for example, b=0) and a plurality of b values (b= 0) is calculated for each voxel. The processing of step ST305 is performed by the
図１８は、ＩＶＩＭ画像における、特定の１つのボクセルの信号強度比の概念をしめすグラフである。横軸がｂ値、縦軸が信号強度比Ｓ（ｂ）／Ｓ（０）を表わしている。
通常のＤＷＩでは、ＭＰＧパルスを印加しないときの、即ち、ｂ＝０のときの信号強度Ｓ（０）に対する、ＭＰＧパルスを印加したときの信号強度Ｓ（ｂ）の比は、以下に示すsingle exponential モデルで減衰するものと仮定している。
Ｓ（ｂ）／Ｓ（０）＝exp（－b・ADC） （式５）
ここで、ＡＤＣは、見かけの拡散係数(apparent diffusion coefficient)と呼ばれている。つまり、通常のＤＷＩでは、ＭＰＧパルスの印加によって、パラメータＡＤＣで表される拡散成分によって信号が減衰するものと想定している。図１８における一点鎖線のグラフが、Ｓ（ｂ）／Ｓ（０）を対数プロットしたときの（式５）を表わしている。
FIG. 18 is a graph showing the concept of the signal intensity ratio of one specific voxel in an IVIM image. The horizontal axis represents the b value, and the vertical axis represents the signal strength ratio S(b)/S(0).
In a normal DWI, the ratio of the signal intensity S(b) when an MPG pulse is applied to the signal intensity S(0) when no MPG pulse is applied, i.e., when b=0, is given by the following single It is assumed to be attenuated in the exponential model.
S(b)/S(0)=exp(-b・ADC) (Formula 5)
Here the ADC is called the apparent diffusion coefficient. That is, in normal DWI, it is assumed that the signal is attenuated by the diffusion component represented by the parameter ADC upon application of the MPG pulse. The dashed-dotted line graph in FIG. 18 represents (Equation 5) when S(b)/S(0) is logarithmically plotted.
これに対して、ＩＶＩＭ撮像では、ＭＰＧパルスの印加によって、水分子のランダムな動きに基づく拡散によって減衰する成分と、毛細血管内のインコヒーレントな微小循環、即ち、灌流によって減衰する成分の２つの成分が、１つのボクセル内に存在するものと仮定している。具体的には、ＩＶＩＭ撮像では、ＭＰＧパルスを印加しないときの信号強度Ｓ（０）に対する、ＭＰＧパルスを印加したときの信号強度Ｓ（ｂ）の比は、以下に示すbi-exponential モデルで減衰するものと仮定している。
Ｓ（ｂ）／Ｓ（０）＝f・exp（－b・D*）＋(1-f)・exp（－b・D） （式６）
（式６）において、右辺第１項は、灌流による減衰に対応する項であり、Ｄ＊は、擬似拡散係数と呼ばれている。右辺第２項は、拡散による減衰に対応する項であり、Ｄは、真の拡散係数と呼ばれている。また、ｆは、減衰全体に対する灌流による減衰の比率を表わしており、灌流比率と呼ばれている。
On the other hand, in IVIM imaging, the application of MPG pulses causes two components, one attenuated by diffusion based on the random movement of water molecules and the other attenuated by incoherent microcirculation in capillaries, i.e., perfusion. The components are assumed to reside within one voxel. Specifically, in IVIM imaging, the ratio of the signal intensity S(b) when the MPG pulse is applied to the signal intensity S(0) when the MPG pulse is not applied is attenuated by the bi-exponential model shown below. It is assumed that
S(b)/S(0)=f・exp(-b・D * )+(1-f)・exp(-b・D) (Formula 6)
In (Equation 6), the first term on the right side is a term corresponding to attenuation due to perfusion, and D * is called a pseudo-diffusion coefficient. The second term on the right side is a term corresponding to attenuation due to diffusion, and D is called a true diffusion coefficient. Also, f represents the ratio of attenuation due to perfusion to total attenuation, and is called the perfusion ratio.
図１８の黒丸は、ＩＶＩＭ撮像によって収集したデータから、信号強度比Ｓ（ｂ）／Ｓ（０）を求め、これらを各ｂ値に対して対数プロットしたものである。黒丸で表される複数の実測値と、（式６）に示されるbi-exponential モデルから、カーブフィッティング等の公知の手法により、ＩＶＩＭパラメータである、擬似拡散係数Ｄ＊、真の拡散係数Ｄ、及び、灌流比率ｆを算出することができる。 The black circles in FIG. 18 are the signal intensity ratios S(b)/S(0) obtained from the data collected by IVIM imaging, and plotted logarithmically with respect to each b value. From a plurality of measured values represented by black circles and the bi-exponential model shown in (Equation 6), by a known method such as curve fitting, IVIM parameters, pseudo diffusion coefficient D * , true diffusion coefficient D, And the perfusion ratio f can be calculated.
これらのＩＶＩＭパラメータはボクセル毎に算出される。したがって、各パラメータ値を各ボクセルの位置に配置することにより、擬似拡散係数Ｄ＊マップ、真の拡散係数Ｄマップ、或いは、灌流比率ｆマップを生成することもできる。 These IVIM parameters are calculated for each voxel. Therefore, by placing each parameter value at each voxel position, a pseudo diffusion coefficient D * map, a true diffusion coefficient D map, or a perfusion fraction f map can also be generated.
図１８から理解できるように、ｂ値が小さい領域では、ｂ値に対して急な減衰を示し、この急な減衰は、灌流に起因する減衰（即ち、擬似拡散係数Ｄ＊に起因する減衰）が支配的である。これに対して、ｂ値が大きい領域では、ｂ値に対して緩やかな減衰を示し、この緩やかな減衰は、拡散に起因する減衰（即ち、真の拡散係数Ｄに起因する減衰）が支配的である。 As can be seen from FIG. 18, regions with small b-values show a steep decay with respect to b-values, and this steep decay is due to perfusion (i.e., pseudo-diffusion coefficient D * ). is dominant. On the other hand, in the region where the b value is large, the b value shows a gentle attenuation, and this gentle attenuation is dominated by the attenuation caused by diffusion (that is, the attenuation caused by the true diffusion coefficient D). is.
図１６に戻り、ステップＳＴ３０６では、上述した手法により、第１及び第２のＩＶＩＭパラメータを算出する。即ち、ＲＩＣの実行前に行うＩＶＩＭ撮像の第１のＩＶＩＭパラメータである、擬似拡散係数Ｄ０ ＊、真の拡散係数Ｄ０、及び、灌流比率ｆ０を、ボクセル毎に算出する。同様に、ＲＩＣの実行後に行うＩＶＩＭ撮像の第２のＩＶＩＭパラメータである、擬似拡散係数Ｄａ ＊、真の拡散係数Ｄａ、及び、灌流比率ｆａを、ボクセル毎に算出する。 Returning to FIG. 16, in step ST306, the first and second IVIM parameters are calculated by the method described above. That is, the pseudo diffusion coefficient D 0 * , the true diffusion coefficient D 0 , and the perfusion ratio f 0 , which are the first IVIM parameters of IVIM imaging performed before RIC, are calculated for each voxel. Similarly, the pseudo diffusion coefficient D a * , the true diffusion coefficient D a , and the perfusion ratio f a , which are the second IVIM parameters for IVIM imaging performed after RIC, are calculated for each voxel.
図１９は、虚血性ペナンブラ領域のボクセルにおける、ｂ値に対する信号強度比特性の、ＲＩＣ前後の変化を模式的に示す図である。図１９中、黒い正方形のドットを繋いだ曲線がＲＩＣ実施前の信号強度比カーブを、黒いひし形のドットを繋いだ曲線がＲＩＣサイクルを１回実施した後の信号強度比カーブを、また、黒丸のドットを繋いだ曲線がＲＩＣサイクルを２回実施した後の信号強度比カーブを、それぞれ示している。 FIG. 19 is a diagram schematically showing changes before and after RIC in signal intensity ratio characteristics with respect to b values in voxels in the ischemic penumbra region. In FIG. 19, the curve connecting black square dots is the signal intensity ratio curve before RIC, the curve connecting black diamond dots is the signal intensity ratio curve after one RIC cycle, and the black circles , respectively show the signal intensity ratio curves after performing the RIC cycle twice.
急性期脳梗塞では、虚血性ペナンブラを含む脳梗塞領域の毛細血管の微小灌流が減少し、灌流成分が減少することが知られている。このため、急性期脳梗塞の患者の脳に対してＩＶＩＭ撮像を行うと、脳梗塞領域の灌流比率ｆは、脳の正常領域の灌流比率ｆよりもかなり小さくなる。図１９のＲＩＣ実施前の信号強度比カーブ（黒い正方形のドットを繋いだ曲線）は、このことを示している。ＲＩＣ実施前の信号強度比カーブは、拡散成分のみによる減衰直線（基準線）とほとんど重なっており、ＲＩＣ実施前の灌流比率ｆ０は、小さな値となる。 In acute cerebral infarction, it is known that microperfusion of capillaries in the cerebral infarction region including the ischemic penumbra is reduced and the perfusion component is decreased. Therefore, when IVIM imaging is performed on the brain of a patient with acute cerebral infarction, the perfusion ratio f in the cerebral infarction region is much smaller than the perfusion ratio f in the normal region of the brain. The signal intensity ratio curve (curve connecting black square dots) before RIC implementation in FIG. 19 shows this. The signal intensity ratio curve before RIC practically overlaps with the attenuation straight line (reference line) due to only the diffusion component, and the perfusion ratio f 0 before RIC is a small value.
一方、第１の実施形態の説明、特に図４の説明で述べたように、ＲＩＣを行うことにより、即ち、加圧装置２０３を用いて、被検体に対して虚血と再灌流とを生じさせることにより、血流量を増加させることができる。ＲＩＣによる血流量増加効果は、脳の血流量に対しても及び、ＲＩＣにより、脳血流量（CBF: cerebral blood flow)や、灌流（即ち、脳の毛細血管の微小循環）が増加する。この結果、ＲＩＣ実施後の灌流比率ｆａは、ＲＩＣ実施前の灌流比率ｆ０よりも大きくなると考えられる。 On the other hand, as described in the description of the first embodiment, particularly in the description of FIG. Blood flow can be increased by increasing The blood flow-enhancing effect of RIC also extends to cerebral blood flow, and RIC increases cerebral blood flow (CBF) and perfusion (ie, cerebral capillary microcirculation). As a result, the perfusion ratio f a after RIC is considered to be greater than the perfusion ratio f 0 before RIC.
例えば、ＲＩＣサイクル（即ち、虚血と再灌流のサイクル）を１回実施した後の灌流比率ｆａ１は、ＲＩＣ実施前の灌流比率ｆ０よりも大きく、ＲＩＣサイクルを２回実施した後の灌流比率ｆａ２はさらに大きくなると考えられる。
そこで、本発明者らは、ＲＩＣ実施前後の灌流比率の差分（即ち、ＲＩＣ実施による灌流比率の増分）をΔｆ（＝ｆａ－ｆ０）としたとき、ＲＩＣの実施による灌流比率の増分Δｆの大きさによって、脳梗塞領域における虚血の程度を推定することができるとの着想を得た。
For example, the perfusion ratio f a1 after one RIC cycle (i.e., a cycle of ischemia and reperfusion) is greater than the perfusion ratio f 0 before RIC, and after two RIC cycles It is believed that the ratio f a2 will be even greater.
Therefore, the present inventors assumed that the difference in the perfusion ratio before and after the implementation of RIC (that is, the increase in the perfusion ratio due to the implementation of the RIC) is Δf (=f a −f 0 ), the increase in the perfusion ratio due to the implementation of the RIC is Δf It was conceived that the degree of ischemia in the cerebral infarction area can be estimated from the size of the .
図２０は、この着想の概念を示す図である。前述したように、虚血性ペナンブラは、機能的には障害され、梗塞に至る危険がある虚血にさらされた組織ではあるが、再開通やその他の方法により救済可能な領域である。したがって、図２０の左図に示すように、虚血性ペナンブラでは、ＲＩＣの実施により血流量が増加し、ＲＩＣ実施前に対する灌流比率の増分Δｆは、比較的大きな値を示すと考えられる。 FIG. 20 is a diagram illustrating the concept of this idea. As mentioned above, the ischemic penumbra is an area of tissue subjected to ischemia that is functionally impaired and at risk of infarction, but which can be salvaged by recanalization or other methods. Therefore, as shown in the left diagram of FIG. 20, in the ischemic penumbra, the blood flow increases due to the implementation of RIC, and the increment Δf of the perfusion ratio compared to before the implementation of RIC is considered to exhibit a relatively large value.
これに対して、梗塞コアは、不可逆的な梗塞部位であり救済困難な組織である。したがって、図２０の右図に示すように、梗塞コアでは、ＲＩＣを実施しても、血流量はほとんど増加せず、ＲＩＣ実施前に対する灌流比率の増分Δｆは小さいと考えられる。 In contrast, the infarct core is an irreversible infarct site and tissue that is difficult to salvage. Therefore, as shown in the right diagram of FIG. 20, in the infarct core, even if RIC is performed, the blood flow hardly increases, and the increment Δf in the perfusion ratio compared to before RIC is thought to be small.
したがって、ＲＩＣ前後における灌流比率の増分Δｆの大きさから、その組織が虚血性ペナンブラであるのか、或は、梗塞コアであるのかを区別することが可能となる。
図１６に戻り、ステップＳＴ３０７では、第１のＩＶＩＭパラメータ（例えば、ＲＩＣ実施前に実施したＩＶＩＭ撮像で収集した灌流比率ｆ０）と、第２のＩＶＩＭパラメータ（例えば、ＲＩＣ実施後に実施したＩＶＩＭ撮像で収集した灌流比率ｆａ）との差分Δｆの大きさに基づいて、脳梗塞領域内の梗塞コアと虚血性ペナンブラとを区別する。
Therefore, it is possible to distinguish whether the tissue is an ischemic penumbra or an infarct core from the magnitude of the increment Δf in the perfusion ratio before and after RIC.
Returning to FIG. 16, in step ST307, the first IVIM parameter (for example, the perfusion ratio f 0 acquired by IVIM imaging performed before RIC) and the second IVIM parameter (for example, IVIM imaging performed after RIC) Based on the magnitude of the difference Δf with the perfusion fraction f a ) collected in , distinguish between the infarct core and the ischemic penumbra within the cerebral infarct region.
例えば、ボクセル毎にＲＩＣ前後における灌流比率の差分Δｆの大きさを閾値判定し、閾値より大きいボクセルは虚血性ペナンブラに属するボクセルである判定し、閾値以下のボクセルは梗塞コアに属するボクセルであると判定する。 For example, for each voxel, the magnitude of the difference Δf in the perfusion ratio before and after RIC is determined as a threshold, and voxels larger than the threshold are determined to be voxels belonging to the ischemic penumbra, and voxels below the threshold are voxels belonging to the infarct core. judge.
なお、灌流成分の存否や大きさは、灌流比率ｆの他、疑似拡散係数Ｄ＊にも影響を与える。したがって、ＲＩＣ前後における灌流比率の差分Δｆに替えて、ＲＩＣ前後における疑似拡散係数Ｄ＊の差分ΔＤ＊を、虚血性ペナンブラと梗塞コアとの区別する処理に利用することができる。或いは、疑似拡散係数Ｄ＊の差分ΔＤ＊と、灌流比率の差分Δｆとの双方を、虚血性ペナンブラと梗塞コアとの区別する処理に用いてもよい。 The presence or absence and size of the perfusion component affects not only the perfusion ratio f but also the pseudo-diffusion coefficient D * . Therefore, instead of the difference Δf in the perfusion ratio before and after RIC, the difference ΔD * in the pseudo diffusion coefficient D * before and after RIC can be used to distinguish between the ischemic penumbra and the infarct core. Alternatively, both the difference ΔD * in the pseudodiffusion coefficient D * and the difference Δf in the perfusion ratio may be used to distinguish between the ischemic penumbra and the infarct core.
上述したように、第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１及び磁気共鳴イメージングシステム２００によれば、造影剤を用いたＰＷＩを行うことなく、非造影のＩＶＩＭ撮像のみで、虚血性ペナンブラと梗塞コアとを区別することができるため、患者に負担をかけることがない。また、ＰＷＩ－ＤＷＩミスマッチ法における虚血性ペナンブラと梗塞コアの区別のあいまいさがないため、虚血性ペナンブラを高信頼性で検出することができる。また、時間を要するＰＷＩを使用しないため、急性期脳梗塞の早期治療に重要となる虚血性ペナンブラの存否の判定や、虚血性ペナンブラの領域を、従来に比べて短時間で検出することができる。
As described above, according to the magnetic
上述した第３の実施形態では、脳梗塞領域内の梗塞コアと虚血性ペナンブラとを区別できることを説明した。しかしながら、ＲＩＣを併用する撮像法を用いることにより、画像診断に有用な種々の情報や種々の機能を提供することができる。 In the third embodiment described above, it was explained that the infarct core and the ischemic penumbra within the cerebral infarct region can be distinguished. However, by using an imaging method in combination with RIC, various information and various functions useful for image diagnosis can be provided.
例えば、ＲＩＣ実行前に行う第１の撮像によって得られるデータを用いた第１のＩＶＩＭ解析の結果と、ＲＩＣ実行後に行う第２の撮像によって得られるデータを用いた第２のＩＶＩＭ解析の結果とから、被検体の生体現象の変化を評価し、被検体の関心領域のうち、組織性状の異常領域と正常領域とを区別することができる。 For example, the result of a first IVIM analysis using data obtained by a first imaging performed before RIC, and the result of a second IVIM analysis using data obtained by a second imaging performed after RIC. Therefore, it is possible to evaluate the change in the biological phenomenon of the subject and distinguish between the abnormal region and the normal region of the tissue properties in the region of interest of the subject.
また、スキャナ６００を、ＲＩＣの実行前に、被検体由来の生体現象、例えば、上述した拡散(diffusion)や灌流(perfusion)の他、ＢＯＬＤ(blood oxygenation level dependent)、ＯＥＦ(oxygen extraction fraction)、化学シフト(chemical shift)、ＭＲＳ(magnetic resonance spectroscopy)、磁化移動(magnetization transfer)、及び、ＣＥＳＴ(chemical exchange saturation transfer)のような被検体由来の生体現象を測定するための第１の撮像を行って、上記の生体現象に関連する第１のデータを測定する。そして、ＲＩＣの実行後に、第１の撮像と同じ撮像法で第２の撮像を行い、第１のデータに対応する第２のデータを収集するように構成することもできる。
In addition, the
そして、処理回路４０を、第１のデータに対して第１の解析を行うと共に、第２のデータに対して第２の解析を行い、第１の解析結果と、第２の解析結果とから、被検体の生体現象の変化を評価するように構成することもできる。このような評価により、被検体の関心領域のうち、組織性状の異常領域と、正常領域とを区別することもできる。
Then, the
上述した各実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置、磁気共鳴イメージングシステム、及び磁気共鳴イメージング方法によれば、循環不全により血流が低下している患者、或いは心周期が安定していない患者に対しても、血管の描出能を高めることができ、また、画像診断に有用な種々の情報や種々の機能を提供することができる。 According to the magnetic resonance imaging apparatus, the magnetic resonance imaging system, and the magnetic resonance imaging method according to each of the above-described embodiments, a patient whose blood flow is reduced due to circulatory failure or a patient whose cardiac cycle is unstable Also, it is possible to enhance the ability to visualize blood vessels, and to provide various information and various functions useful for image diagnosis.
なお、上述した各実施形態の記載における撮像開始タイミング判定機能は、特許請求の範囲の記載における決定部の一例である。また、各実施形態の記載における加圧装置制御機能は、特許請求の範囲の記載における加圧制御部の一例である。また、各実施形態の記載における再構成処理機能及び画像処理機能は、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解析機能は、特許請求の範囲の記載における解析部の一例である。 Note that the imaging start timing determination function described in each of the above-described embodiments is an example of a determining unit described in the scope of claims. Also, the pressurizing device control function described in each embodiment is an example of the pressurization control unit described in the claims. Also, the reconstruction processing function and the image processing function in the description of each embodiment are an example of the generator in the description of the claims. Also, the analysis function in the description of each embodiment is an example of the analysis 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。 While several embodiments of the invention have been described, these embodiments have been presented by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and modifications can be made without departing from the scope of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and spirit of the invention as well as the scope of the invention described in the claims and equivalents thereof.
１ 磁気共鳴イメージング装置
３４ シーケンスコントローラ
４０ 処理回路
４１ 記憶回路
４２ ディスプレイ
４３ 入力デバイス
２００ 磁気共鳴イメージングシステム
２０１ 心電計
２０２ 脈波計
２０３ 加圧装置
２０４ 駆血帯
４００ コンソール
４０１ 脈波伝搬時間測定機能
４０２ 撮像開始タイミング判定機能
４０３ 加圧装置制御機能
４０４ ＲＩＣ併用撮像制御機能
４０５ 再構成処理機能
４０６ 画像処理機能
４０７ 解析機能
６００ 撮像部
1 Magnetic
Claims (21)
被検体に対して虚血状態と再灌流状態とを生じさせるように、前記加圧装置を制御する加圧制御部と、
前記加圧装置による加圧の状況に基づいて撮像の開始タイミングを決定する決定部と、
前記開始タイミングに従って、前記被検体を撮像する撮像部と、
撮像によって収集したデータを用いて画像を生成する生成部と、
を備え、
前記加圧制御部は、前記虚血状態と前記再灌流状態のサイクルが繰り返されるように、前記加圧装置を制御する、
磁気共鳴イメージング装置。 A magnetic resonance imaging apparatus configured to be connected to a pressurizing device that pressurizes a blood vessel of a subject from the outside,
a pressurization control unit that controls the pressurization device so as to cause an ischemic state and a reperfusion state in a subject;
a decision unit that decides the start timing of imaging based on the state of pressurization by the pressurizing device;
an imaging unit that images the subject according to the start timing;
a generation unit that generates an image using data collected by imaging;
with
The pressurization control unit controls the pressurization device such that the cycle of the ischemic state and the reperfusion state is repeated.
Magnetic resonance imaging equipment.
被検体に対して虚血状態と再灌流状態とを生じさせるように、前記加圧装置を制御する加圧制御部と、
前記加圧装置による加圧の状況に基づいて撮像の開始タイミングを決定する決定部と、
前記開始タイミングに従って、前記被検体を撮像する撮像部と、
撮像によって収集したデータを用いて画像を生成する生成部と、
を備え、
前記決定部は、前記加圧装置による血管の加圧に応じて得られる前記被検体の生体情報に基づいて、撮像の開始タイミングを決定する、
磁気共鳴イメージング装置。 A magnetic resonance imaging apparatus configured to be connected to a pressurizing device that pressurizes a blood vessel of a subject from the outside,
a pressurization control unit that controls the pressurization device so as to cause an ischemic state and a reperfusion state in a subject;
a decision unit that decides the start timing of imaging based on the state of pressurization by the pressurizing device;
an imaging unit that images the subject according to the start timing;
a generation unit that generates an image using data collected by imaging;
with
The determination unit determines the imaging start timing based on biological information of the subject obtained in response to pressurization of the blood vessel by the pressurization device.
Magnetic resonance imaging equipment.
請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The imaging unit captures a blood vessel image by non-contrast MRA (Magnetic Resonance Angiography) or MRA using a contrast agent.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 2 .
請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 wherein the determination unit determines the imaging start timing based on the pulse wave propagation time of the subject;
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 2 .
請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The determining unit determines the start timing of imaging using a ratio of the pulse wave transit time measured before pressurization and the pulse wave transit time measured after the ischemic state and the reperfusion state are caused. do,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 2 .
前記虚血状態と前記再灌流状態とを生じさせる前に、抹消脈波が平坦になる程度に前記血管を加圧して加圧初期値を取得し、
前記加圧初期値に所定のマージンを加えた圧力で加圧することにより、前記血管を虚血状態にする、
請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The pressurization control unit is
obtaining an initial pressurization value by pressurizing the blood vessel to such an extent that the peripheral pulse wave becomes flat before causing the ischemic state and the reperfusion state ;
The blood vessel is brought to an ischemic state by pressurizing with a pressure obtained by adding a predetermined margin to the initial pressurization value.
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 2 .
測定した前記生体情報を用いて、前記加圧装置による加圧を停止する、
請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The pressurization control unit measures biological information associated with the blood flow rate of the subject,
using the measured biological information to stop pressurization by the pressurizing device;
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 2 .
請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The generation unit generates a blood vessel image by difference processing between a first image acquired during the ischemic state and a second image acquired after the reperfusion state .
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 2 .
前記被検体に対して虚血状態と再灌流状態とを生じさせるように、前記加圧装置を制御する加圧制御部と、
前記加圧装置による加圧の状況に基づいて撮像の開始タイミングを決定する決定部と、
前記開始タイミングに従って、前記被検体を撮像する撮像部と、
撮像によって収集したデータを用いて画像を生成する生成部と、
を備え、
前記加圧制御部は、前記虚血状態と前記再灌流状態のサイクルが繰り返されるように、前記加圧装置を制御する、
磁気共鳴イメージングシステム。 a pressurizing device that pressurizes the blood vessel of the subject from the outside;
a pressurization control unit that controls the pressurization device so as to cause an ischemic state and a reperfusion state in the subject;
a decision unit that decides the start timing of imaging based on the state of pressurization by the pressurizing device;
an imaging unit that images the subject according to the start timing;
a generation unit that generates an image using data collected by imaging;
with
The pressurization control unit controls the pressurization device such that the cycle of the ischemic state and the reperfusion state is repeated.
Magnetic resonance imaging system.
前記加圧制御部は、前記駆血帯による加圧によって前記血管を虚血状態にし、その後前記駆血帯を緩めて再灌流させるサイクルを実行することにより、前記被検体の血流量増加効果、及び抗不整脈効果の少なくとも１つの効果を得る、
請求項９に記載の磁気共鳴イメージングシステム。 The pressure device has a tourniquet,
The pressurization control unit puts the blood vessel into an ischemic state by pressurizing the tourniquet, and then executes a cycle of loosening the tourniquet and reperfusion, thereby increasing the blood flow of the subject, and obtaining at least one of the antiarrhythmic effects;
10. A magnetic resonance imaging system according to claim 9 .
加圧の状況に基づいて、撮像の開始タイミングを決定し、
前記開始タイミングに従って、前記被検体を撮像し、
撮像によって収集したデータを用いて画像を生成する、
磁気共鳴イメージング方法。 pressurizing a blood vessel of the subject to create ischemic conditions and reperfusion conditions for the subject and to cycle between the ischemic conditions and the reperfusion conditions ;
Based on the pressurization situation, determine the start timing of imaging,
imaging the subject according to the start timing;
generating an image using data collected by imaging;
Magnetic resonance imaging method.
前記撮像部は、
前記虚血状態と前記再灌流状態のサイクルを少なくとも１回含む遠隔虚血コンディショニングを実行する前に、前記被検体由来の生体現象を測定するための第１の撮像を行い、第１のデータを収集し、
前記遠隔虚血コンディショニングの実行後に、前記生体現象を測定するための第２の撮像を行い、第２のデータを収集し、
前記解析部は、
前記第１のデータに対して第１の解析を行い、
前記第２のデータに対して第２の解析を行い、
前記第１の解析結果と、前記第２の解析結果とから、前記被検体の生体現象の変化を評価する、
請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 further comprising an analysis unit,
The imaging unit is
before performing remote ischemic conditioning including at least one cycle of the ischemic state and the reperfusion state , performing a first imaging for measuring a biological phenomenon derived from the subject, and obtaining first data; collect and
after performing the remote ischemic conditioning, performing a second imaging to measure the physiological phenomenon to collect second data;
The analysis unit is
performing a first analysis on the first data;
performing a second analysis on the second data;
Evaluating a change in the biological phenomenon of the subject from the first analysis result and the second analysis result;
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 2 .
前記撮像部は、
前記虚血状態と前記再灌流状態のサイクルを少なくとも１回含む遠隔虚血コンディショニングを実行する前に、前記被検体における拡散(diffusion)、灌流(perfusion)、ＢＯＬＤ(blood oxygenation level dependent)、ＯＥＦ(oxygen extraction fraction)、化学シフト(chemical shift)、ＭＲＳ(magnetic resonance spectroscopy)、磁化移動(magnetization transfer) 、及び、ＣＥＳＴ(chemical exchange saturation transfer)の少なくとも一つの被検体由来の生体現象を測定するための第１の撮像を行い、第１のデータを収集し、
前記遠隔虚血コンディショニングの実行後に、前記生体現象を測定するための第２の撮像を行い、第２のデータを収集し、
前記解析部は、
前記第１のデータに対して第１の解析を行い、
前記第２のデータに対して第２の解析を行い、
前記第１の解析結果と、前記第２の解析結果とから、前記被検体の生体現象の変化を評価する、
請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 further comprising an analysis unit ,
The imaging unit is
diffusion, perfusion, BOLD (blood oxygenation level dependent), OEF ( oxygen extraction fraction), chemical shift, magnetic resonance spectroscopy (MRS), magnetization transfer, and chemical exchange saturation transfer (CEST). performing a first imaging and collecting first data;
after performing the remote ischemic conditioning, performing a second imaging to measure the physiological phenomenon to collect second data;
The analysis unit is
performing a first analysis on the first data;
performing a second analysis on the second data;
Evaluating a change in the biological phenomenon of the subject from the first analysis result and the second analysis result;
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 2 .
前記第１の撮像で、複数のｂ値を用いた第１の拡散強調イメージングを行い、第１のデータを収集し、
前記第２の撮像で、前記複数のｂ値を用いた第２の拡散強調イメージングを行い、第２のデータを収集し、
前記解析部は、
前記第１のデータに対して第１のＩＶＩＭ(Intravoxel Incoherent Motion)解析を行い、
前記第２のデータに対して第２のＩＶＩＭ解析を行い、
前記第１のＩＶＩＭ解析結果と、前記第２のＩＶＩＭ解析結果とから、前記被検体の生体現象の変化を評価する、
請求項１２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The imaging unit is
performing first diffusion-weighted imaging using a plurality of b-values in the first imaging to collect first data;
performing second diffusion-weighted imaging using the plurality of b-values in the second imaging to collect second data;
The analysis unit is
performing a first IVIM (Intravoxel Incoherent Motion) analysis on the first data;
performing a second IVIM analysis on the second data;
Evaluating a change in the biological phenomenon of the subject from the first IVIM analysis result and the second IVIM analysis result,
13. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 12 .
前記第１の解析の結果と、前記第２の解析の結果とから、前記被検体の生体現象の変化を評価し、
前記被検体の関心領域のうち、組織性状の異常領域と、正常領域とを区別する、
請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The analysis unit is
Evaluating changes in biological phenomena of the subject from the results of the first analysis and the results of the second analysis,
Distinguishing an abnormal region of tissue properties from a normal region in the region of interest of the subject,
14. A magnetic resonance imaging apparatus according to claim 13 .
前記第１のＩＶＩＭ解析の結果と、前記第２のＩＶＩＭ解析の結果とから、前記被検体の生体現象の変化を評価し、
前記被検体の関心領域のうち、組織性状の異常領域と、正常領域とを区別する、
請求項１４に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The analysis unit is
Evaluating changes in biological phenomena of the subject from the results of the first IVIM analysis and the results of the second IVIM analysis,
Distinguishing an abnormal region of tissue properties from a normal region in the region of interest of the subject,
15. A magnetic resonance imaging apparatus according to claim 14 .
前記第１のＩＶＩＭ解析の結果と、前記第２のＩＶＩＭ解析の結果とから、脳梗塞領域のうち、救済困難な領域である梗塞コア（infarction core）と、機能的障害があるものの救済可能な領域であるペナンブラ（penumbra）とを、区別する(distinguish)、
請求項１４に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The analysis unit is
From the results of the first IVIM analysis and the results of the second IVIM analysis, among the cerebral infarction regions, the infarction core, which is a region that is difficult to salvage, and the infarction core, which is a region that is difficult to salvage, and distinguishing from the penumbra, which is the area,
15. A magnetic resonance imaging apparatus according to claim 14 .
前記第１のＩＶＩＭ解析によって算出される、前記遠隔虚血コンディショニングの実行前の第１のパラメータと、前記第２のＩＶＩＭ解析によって算出される、前記遠隔虚血コンディショニングの実行後の第２のパラメータとを用いて、前記梗塞コアと前記ペナンブラとを区別する、
請求項１７に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The analysis unit is
A first parameter before the remote ischemic conditioning is calculated by the first IVIM analysis, and a second parameter after the remote ischemic conditioning is calculated by the second IVIM analysis. to distinguish between the infarct core and the penumbra,
18. A magnetic resonance imaging apparatus according to claim 17 .
前記第２のパラメータは、前記遠隔虚血コンディショニングの実行後における灌流と拡散の比率を示す第２の灌流比率であり、
前記解析部は、前記第１の灌流比率と前記第２の灌流比率とを用いて、前記梗塞コアと前記ペナンブラとを区別する、
請求項１８に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The first parameter is a first perfusion fraction indicating the ratio of perfusion and diffusion before performing the remote ischemic conditioning,
wherein the second parameter is a second perfusion ratio indicating a ratio of perfusion to diffusion after the remote ischemic conditioning is performed;
The analysis unit uses the first perfusion ratio and the second perfusion ratio to distinguish between the infarct core and the penumbra.
19. A magnetic resonance imaging apparatus according to claim 18 .
前記第１の灌流比率と前記第２の灌流比率との差分を画素毎に算出し、前記差分が所定の第１閾値よりも大きい画素は前記ペナンブラに含まれると判定し、前記差分が所定の第２閾値よりも小さい画素は前記梗塞コアに含まれると判定する、
請求項１９に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The analysis unit is
A difference between the first perfusion ratio and the second perfusion ratio is calculated for each pixel, a pixel having the difference larger than a predetermined first threshold is determined to be included in the penumbra, and the difference is a predetermined threshold. determining that pixels smaller than a second threshold are included in the infarct core;
20. A magnetic resonance imaging apparatus according to claim 19 .
前記第２のパラメータは、前記遠隔虚血コンディショニングの実行後における、灌流に起因する信号低下の程度を示す第２の擬似拡散係数であり、
前記解析部は、前記第１の擬似拡散係数と前記第２の擬似拡散係数とを用いて、前記梗塞コアと前記ペナンブラとを区別する、
請求項１８に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The first parameter is a first pseudo-diffusion coefficient indicating the degree of signal reduction due to perfusion before performing the remote ischemic conditioning,
the second parameter is a second pseudo-diffusion coefficient that indicates the degree of perfusion-induced signal reduction after the remote ischemic conditioning;
The analysis unit distinguishes between the infarct core and the penumbra using the first pseudo-diffusion coefficient and the second pseudo-diffusion coefficient.
19. A magnetic resonance imaging apparatus according to claim 18 .
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