WO2012067123A1 - 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 - Google Patents

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 Download PDF

Info

Publication number
WO2012067123A1
WO2012067123A1 PCT/JP2011/076328 JP2011076328W WO2012067123A1 WO 2012067123 A1 WO2012067123 A1 WO 2012067123A1 JP 2011076328 W JP2011076328 W JP 2011076328W WO 2012067123 A1 WO2012067123 A1 WO 2012067123A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
imaging
time
data
magnetic resonance
pulse
Prior art date
Application number
PCT/JP2011/076328
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
宮崎　美津恵
Original Assignee
株式会社東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社東芝, 東芝メディカルシステムズ株式会社 filed Critical 株式会社東芝
Priority to CN201180048821.7A priority Critical patent/CN103153181B/zh
Priority to EP11842125.4A priority patent/EP2572638B1/en
Publication of WO2012067123A1 publication Critical patent/WO2012067123A1/ja

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
    • G01R33/5635—Angiography, e.g. contrast-enhanced angiography [CE-MRA] or time-of-flight angiography [TOF-MRA]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
    • G01R33/56366—Perfusion imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/483—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
    • G01R33/4833—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/543—Control of the operation of the MR system, e.g. setting of acquisition parameters prior to or during MR data acquisition, dynamic shimming, use of one or more scout images for scan plane prescription
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/5601—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution involving use of a contrast agent for contrast manipulation, e.g. a paramagnetic, super-paramagnetic, ferromagnetic or hyperpolarised contrast agent
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/5608—Data processing and visualization specially adapted for MR, e.g. for feature analysis and pattern recognition on the basis of measured MR data, segmentation of measured MR data, edge contour detection on the basis of measured MR data, for enhancing measured MR data in terms of signal-to-noise ratio by means of noise filtering or apodization, for enhancing measured MR data in terms of resolution by means for deblurring, windowing, zero filling, or generation of gray-scaled images, colour-coded images or images displaying vectors instead of pixels

Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging apparatus and a magnetic resonance imaging method.
  • Magnetic resonance imaging Magnetic Resonance Imaging
  • MRI Magnetic Resonance Imaging
  • RF Radio Frequency
  • non-contrast MRA Magnetic Resonance
  • Angiography Magnetic Resonance
  • the problem to be solved by the present invention is to appropriately collect blood flow images of myocardial tissue.
  • the magnetic resonance imaging apparatus includes a first imaging execution unit, a specifying unit, and a second imaging execution unit.
  • the first imaging execution unit applies an RF (Radio Frequency) pulse for labeling to blood flowing into the myocardium of the subject, and then continuously captures an imaging region including the myocardium for each segment in k-space for a predetermined period.
  • RF Radio Frequency
  • the specifying unit specifies the time until the labeled blood reaches a predetermined position in the imaging region based on the collected MR data.
  • the second imaging execution unit sets the specified time as a corresponding parameter of the pulse sequence, applies an RF pulse for labeling to blood flowing into the myocardium of the subject, and then images an imaging region including the myocardium As a result, MR data is collected without contrast.
  • FIG. 1 is a schematic block diagram of an MRI system according to an embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining a time-SLIP (Spatial Labeling Inversion Pulse) sequence according to the embodiment.
  • FIG. 3 is a flowchart illustrating a processing procedure of computer program code executed in the MRI system according to the embodiment.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining a cine image according to the embodiment.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a time-SLIP sequence according to the embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining a cine image according to the embodiment.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining another example of the time-SLIP sequence according to the embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining another example of the time-SLIP sequence according to the embodiment.
  • FIG. 9A is a diagram for explaining a relationship between a labeling region and an imaging region in the embodiment.
  • FIG. 9B is a diagram for explaining a relationship between a labeling region and an imaging region in
  • An MRI (Magnetic Resonance Imaging) system 100 shown in FIG. 1 includes a gantry 10 (shown in cross section) and various related system components 20 connected to each other. At least the gantry 10 is usually installed in a shield room.
  • One MRI system 100 shown in FIG. 1 includes a substantially coaxial cylinder of a static magnetic field B 0 magnet 12, G x , G y and G z gradient magnetic field coil sets 14, and an RF (Radio Frequency) coil assembly 16. Including an arrangement of shapes.
  • the MRI system control unit 22 includes an input / output port connected to the display unit 24, the keyboard / mouse 26, and the printer 28.
  • the display unit 24 may be a diverse touch screen that also includes control inputs.
  • the MRI system control unit 22 interfaces with the MRI sequence control unit 30.
  • the MRI sequence control unit 30 includes a Gx , Gy , Gz gradient coil driver 32, an RF transmission unit 34, and a transmission / reception switch 36 (when the same RF coil is used for both transmission and reception). ) To control.
  • one or more electrodes 8 may be attached to the subject and an electrocardiogram (ECG (Electrocardiogram)) signal or a peripheral pulse wave gate signal may be output to the MRI sequence controller 30.
  • ECG Electrocardiogram
  • the MRI sequence control unit 30 also has a suitable program code structure 38 for executing a useful pulse sequence in order to generate an MR image using operator input or system input for setting parameters of a specific pulse sequence. Have access to.
  • the MRI system 100 includes an RF receiving unit 40 that supplies an input to the MRI data processing unit 42 so that processed image data to be output to the display unit 24 can be created. Further, the MRI data processing unit 42 may be configured to be able to access the image reconstruction program code structure 44 and the MR image storage unit 46 (for example, in the processing according to the embodiment and the image reconstruction program code structure 44). To store the obtained MRI data).
  • FIG. 1 shows a generalized representation of the MRI system program / data storage unit 50.
  • the program code structure stored in the MRI system program / data storage unit 50 (for example, for generation of time-SLIP images and cine images, operator input for generation, etc.) is used for various data processing configurations of the MRI system. Stored in a computer readable storage medium accessible to the elements.
  • the program storage 50 is divided into various computers of the processing computer of the system 20 that have immediate needs for the program code structure so stored during normal operation. And at least a portion thereof may be directly connected (that is, instead of being normally stored in the MRI system control unit 22 or directly connected).
  • FIG. 1 is a very highly simplified view of a typical MRI system with some modifications to allow implementation of the embodiments described herein below. It is.
  • System components can be divided into various logic collection “boxes”, usually with a large number of digital signal processors (DSPs), ultra-compact processors, special purpose processing circuits (eg, high-speed A / D conversion, fast Fourier transform, array processing, etc.).
  • DSPs digital signal processors
  • ultra-compact processors special purpose processing circuits (eg, high-speed A / D conversion, fast Fourier transform, array processing, etc.).
  • Each of these processors is typically a clocked “state machine” that progresses from one physical state to another when each clock cycle (or a predetermined number of clock cycles) occurs. is there.
  • the physical state of the processing circuit eg, CPU (Central Processing Unit), registers, buffers, computing units, etc.
  • the physical state of a data storage medium eg, the bit storage portion of a magnetic storage medium
  • the array of computer readable accessible data value storage locations on the physical storage medium may have several pre-states (eg, all uniform “zero” values or all “1”). Value) to a new state.
  • such an array of stored data values represents and also constitutes a physical structure. That is, when sequentially read into the instruction register and executed by one or more CPUs of the MRI system 100, a specific sequence of operating states is generated and the computer control program code transferred into the MRI system 100 A specific structure is constructed.
  • the following embodiment provides an improved method for the purpose of performing data collection, processing, MR image generation, display, and the like.
  • an ASL (Arterial Spin Labeling) method for evaluating myocardial blood flow without using a contrast agent is known.
  • the ASL method is an imaging method for obtaining a perfusion image or the like by magnetically labeling (labeling) blood itself with an RF pulse and using the labeled blood as a tracer.
  • the MRI system collected and collected control images without the contribution of labeled blood, and tag images with the contribution of labeled blood by application of an inversion pulse as an example of the labeling pulse. Difference processing of both images is performed. Since the stationary tissue is canceled by this difference processing, the MRI system can obtain an image of only the blood component that has flowed into the imaging region.
  • ASL Arterial Spin Labeling
  • time-SLIP Spatial Labeling Inversion Pulse
  • the fluid flowing into or out of the imaging region is labeled at a position independent of the imaging region, and the fluid value flowing in or out of the imaging region is increased or decreased, thereby rendering the fluid.
  • This is an imaging method.
  • the MRI system applies a time-SLIP pulse after a certain waiting time from a synchronization signal (eg, R wave).
  • This time-SLIP pulse includes a region non-selection inversion pulse and a region selection inversion pulse, and the region non-selection inversion pulse can be set to ON or OFF.
  • the luminance of the signal reached by the fluid after BBTI (Black-Blood Time to Inversion) time is high (region non-selection inversion pulse) Is low when is off).
  • BBTI Black-Blood Time to Inversion
  • region non-selection inversion pulse Is low when is off.
  • BBTI value a parameter value of BBTI (hereinafter referred to as “BBTI value” as appropriate). This is because if the selection of the BBTl value is not appropriate, the tagged blood flow bolus does not reach the imaged ROI (Region Of Interest), or has already passed the ROI by the time MR data is collected. It is because the case where it carries out may generate
  • the MRI system 100 uses a 2D cine sequence to find a myocardial perfusion signal difference with high temporal resolution, and uses any cardiac phase (eg, diastole). Examining changes in myocardial signal intensity in
  • the MRI system 100 according to the embodiment uses 2D by balanced SSFP (Steady State Free Precession) to inspect signal changes in the cardiac phase using flow-out.
  • the time-SLIP method can be used.
  • cine subsequences for example, 2D (for example, 1 spatial dimension and 1 time dimension) or 3D (for example, 2 spatial dimension and 1 time dimension) bSSFP or FFE (Fast Field Echo)
  • the operator and the MRI system 100 can freely select a range of BBTI values for a predetermined pulse sequence.
  • the duration of the segmented cine subsequence incorporated in the pulse sequence based on the time-SLIP method (hereinafter referred to as “time-SLIP sequence” as appropriate) is (for example, an operator or MRI system) 100).
  • a recovery time after a cine subsequence eg, a recovery time before a new data collection cycle
  • a delay time from any initial trigger eg, one or more tagging
  • the delay time after a selected cardiac trigger event before the RF pulse is applied is also controllable.
  • the MRI system 100 performs any necessary image subtraction processing or data acquisition for MR signals after data acquisition by a cine sub-sequence that can be variably positioned in a data acquisition cycle. Other processing and analysis can be performed automatically (eg, with alignment between images).
  • the MRI system 100 according to the embodiment performs RF tag “ON” and “ON” so that a plurality of pulse sequences can be automatically executed before performing the necessary image difference operation, if appropriate.
  • the “off” parameter can be preselected by the operator (or system).
  • the MRI system 100 provides a display of the brightness change of the imaged blood perfusion signal in the myocardium in the form of display, storage, or transfer to a remote system or a remote location. can do.
  • the MRI system 100 provides a confirmed one of the MRI cine image frames collected by the time-SLIP sequence that incorporates the cine subsequence, or performs another time-SLIP sequence Provide images collected by. This another time-SLIP sequence is performed with the appropriate BBTI value as it is determined by pre-identifying the optimal MRI cine image frame.
  • the time-SLIP sequence incorporating the cine subsequence includes, for example, (a) a case where one region selection inversion pulse is applied upstream of the ROI in order to realize flow-in angiography.
  • B) A region-selected inversion pulse and a region non-selective inversion pulse may be applied to the ROI to realize a flow-out angiography.
  • by alternately setting on / off of the region selection inversion pulse subtraction for outputting a blood vessel can be facilitated.
  • the time-SLIP sequence in the embodiment there are three controllable times (for example, initial trigger delay time, segmented cine subsequence duration, and recovery time).
  • initial trigger delay time for example, initial trigger delay time, segmented cine subsequence duration, and recovery time.
  • the region selection inversion pulse is alternately turned on / off
  • only the initial trigger delay time and the duration of the cine subsequence can be selected (for example, by one or both of the operator and MRI system programming).
  • it is desirable to perform registration between images with respect to a plurality of images of the same ROI for example, so as to compensate for motion artifacts between cine image frames).
  • the MRI system 100 uses a time-SLIP sequence in which a segmented cine subsequence is incorporated, so that (by flow-in angiography using one region selection inversion pulse or region selection). Signal changes during the cardiac cycle of the subject can be visualized (regardless of flow-out angiography using inversion pulses and region unselected inversion pulses).
  • the MRI system 100 applies region-selective inversion pulses to the myocardium. Then, during the time-SLIP sequence, the myocardial signal strength decreases with increasing BBTI time.
  • a region selection inversion pulse and a region non-selection inversion pulse are applied to the upstream portion of the myocardium. Then, during the time-SLIP sequence, myocardial signal strength increases with increasing BBTI time.
  • myocardial signal intensity increases as the BBTI time increases.
  • the on / off alternating method removes background signals and is useful for observation of blood flow flowing into the myocardium.
  • the MRI system 100 acquires the BBTI value in the cine sub-sequence in which the luminance change of the signal is effective as a candidate of a valid BBTI value that is likely to be used in a subsequent time-SLIP sequence.
  • the later time-SLIP sequence is a time-SLIP sequence that does not incorporate a cine subsequence (uses any other sequence).
  • the MRI system 100 according to the embodiment can also use a cine image frame itself (used for determining an optimum BBTI value) as a myocardial perfusion image.
  • the MRI system 100 has a relatively quick and effective 2D time-base in order to identify an appropriate BBTI value in an initial time-SLIP sequence in which a cine sub-sequence is incorporated. Perform a SLIP sequence. The MRI system 100 according to the embodiment then performs a very long 3D time-SLIP sequence without a cine subsequence for multiple times over a plurality of slices for the purpose of rendering a three-dimensional image of the myocardium. carry out.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining a time-SLIP sequence in which a cine subsequence that can be variably positioned is incorporated.
  • the upper line shows the R wave of the ECG (Electrocardiogram) signal of the subject.
  • the MRI system 100 includes both inversion pulses A and B (for example, 180 ° pulses) that are RF pulses for labeling after an initial trigger delay time D1 or Apply one.
  • the initial trigger delay time D1 is generally short and may be close to zero.
  • the gradient magnetic field pulses are not explicitly shown in FIG. 2 for simplicity of the drawing.
  • the MRI system 100 continues data collection by the segmented cine subsequence for the duration D2.
  • the MRI system 100 suitably initializes an RF pulse, a gradient magnetic field pulse (SS (Slice Select) pulse, PE (Phase Encode) pulse, RO (Read Out) pulse), etc.
  • SS Selice Select
  • PE Phase Encode
  • RO Read Out
  • the initial BBTl delay interval D4 (for example, about 600 milliseconds) is a delay time from the initial trigger delay time and is positioned as the start time of the segmented cine subsequence. .
  • the MRI system 100 starts the next data acquisition cycle after the segmented cine subsequence and further after the recovery time D3 (eg, the nuclear magnetization can return to an appropriate starting state). like).
  • the operator and the MRI system 100 can select these time intervals so as to match the ECG signal of a predetermined subject.
  • the operator or the MRI system 100 can effectively define the entire time interval of one sequence by selecting all or any three of D1, D2, D3, and D4.
  • the operator or the MRI system 100 may define other time intervals, for example, at the default values defined in the MRI system 100.
  • the MRI system 100 according to the embodiment can selectively mark, that is, depict inflow of labeled blood into the myocardium when the region non-selective inversion pulse A and the region selective inversion pulse B are used. It becomes possible.
  • FIG. 3 is a flowchart showing a processing procedure of computer program code executed in the MRI system 100 according to the embodiment.
  • the MRI system 100 determines whether input of parameter settings by the operator or the MRI system 100 has been completed (step S01).
  • the operator input is as indicated by a GUI (Graphical User Interface) 300.
  • GUI Graphic User Interface
  • the operator can select some of the time intervals D1, D2, D3, and D4 in step S01. Note that the operator may select only one, two, or three of these time intervals, and the MRI system 100 may determine the remaining time intervals.
  • the operator or the MRI system 100 defines n-1 time intervals.
  • the operator or MRI system 100 can independently define tagging presets for inversion pulses A and B as needed (ie, the operator or MRI system 100 can define inversion pulses A and B). Each on / off can be set in advance). The operator and the MRI system 100 can also define an on / off alternate approach. The operator and the MRI system 100 can select the tagging position alternatively (for example, the upstream portion of the ROI or the inner portion of the ROI), and the flow-in mode or the flow-out mode is selected. It can be selected alternatively. All or some of these pulse sequence parameters can be operator selected and / or MRI system 100 selected by a suitable GUI.
  • Step S01 the MRI system 100 executes the time-SLIP sequence in which the cine subsequence is incorporated so as to collect MR data (Step S02).
  • Suitable cine sequences for use as cine subsequences are known per se.
  • US Patent Application No. 2008 / 0061780A1 filed Sep. 10, 2007, published Mar. 13, 2008
  • No. 12 / 722,875 filed Mar. 12, 2010
  • Such cine sequences may also be referred to as segmented cine sequences (eg, such cine sequences may be segmented into at least k-space).
  • the MRI system 100 executes a suitable image reconstruction process (step S03).
  • This image reconstruction processing includes alignment between images and subtraction processing of the image after alignment.
  • the MRI system 100 displays the collected cine image frames as shown in FIG. As is apparent from FIG. 4, frame 4 of the continuous cine image frames is the clearest. Therefore, the operator or the MRI system 100 can specify the BBT1 time associated with the frame as an appropriate BBTI time. Identification of the appropriate cine image frame and corresponding BBT1 time is also possible by suitably programmed computer processing without displaying the image to the operator (as shown in step S04 of FIG. 3). It is feasible.
  • step S05 the MRI system 100 determines whether an appropriate allowable BBTI time has been specified by the operator or the MRI system 100 (step S05). If not specified (No at Step S05), the MRI system 100 returns to Step S01 again for input of parameter setting by the operator or the MRI system 100.
  • the MRI system 100 uses the identified BBTI time (for example, continuous 3D use of a multi-slice data acquisition cycle is desired. It is determined whether or not there is an instruction from the operator or the MRI system 100 that the MRA image by the time-SLP sequence is collected again (step S06). If it is determined that the MRA image is acquired by the time-SLLP sequence (Yes in Step S06), the MRI system 100 executes the time-SLIP sequence using the selected parameters including the appropriate BBTI value specified in Step S05. (Step S07).
  • the MRI system 100 performs image reconstruction including necessary image subtraction processing on the MR data collected in step S07 and using well-known suitable image registration (Ste S08). If it is determined in step S06 that MRA images are not acquired by the time-SLLP sequence (No in step S06), the MRI system 100 selects in advance (in effect, using the appropriate BBTI value already specified). The performed cine image frame is output as a final output image (step S09).
  • the system 100 further processes the MRA image of the appropriate time-SLIP sequence.
  • the MRI system 100 may store and / or display MRA images of the appropriate time-SLIP sequence and / or transfer / export to some other or remote facility / process / system (
  • the MRI system 100 may vary the pixel value magnitude of one image to another so that the myocardial blood flow can be suitably quantified to various tissue sites by procedures well known to those skilled in the art. For each pixel, such as subtracting from the magnitude of the corresponding pixel value of the image and subtracting the complex value pixel of one image from the corresponding complex value pixel of another image Subtract image processing).
  • the MRI system 100 includes a first imaging execution unit, a specifying unit, and a second imaging execution unit.
  • the first imaging execution unit continuously captures an imaging region including the myocardium for each segment in the k space for a predetermined period after applying an RF pulse for labeling to blood flowing into the myocardium of the subject.
  • the first imaging execution unit collects a plurality of MR data with different time from labeling to data collection in a non-contrast manner.
  • the specifying unit specifies the time until the labeled blood reaches a predetermined position in the imaging region based on the plurality of MR data collected by the first imaging execution unit.
  • the second imaging execution unit sets the time specified by the specifying unit as the corresponding parameter of the pulse sequence. Then, after applying an RF pulse for labeling to blood flowing into the myocardium of the subject, the second imaging execution unit collects MR data in a non-contrast manner by imaging an imaging region including the myocardium.
  • the first imaging execution unit, the specifying unit, and the second imaging execution unit are provided, for example, in the MRI system control unit 22 shown in FIG. 1 (not shown), and by controlling each unit of the MRI system 100, The various functions described above are realized.
  • the first imaging execution unit executes a time-SLIP sequence in which, for example, a segmented cine subsequence is incorporated.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a time-SLIP sequence according to the embodiment. As illustrated in FIG. 5, the first imaging execution unit performs inversion pulses A and B (or only inversion pulse B) after a predetermined delay time has elapsed from a trigger (for example, R wave) related to the cardiac phase of the subject. ) Is applied.
  • a trigger for example, R wave
  • the first imaging execution unit executes, for example, a cine subsequence by the segment k-space method during a predetermined period (indicated by a square “cine subsequence” in FIG. 5).
  • the segment k-space method is a data collection method that divides k-space into a plurality of segments and sequentially collects k-space data for each segment. For example, assume that the k-space is divided into three segments as shown in FIG.
  • the first imaging execution unit collects a plurality of MR data with different BBTI times for segment 1 in a certain heartbeat.
  • the MR data collected here is k-space data of segment 1 corresponding to each of cine images # 1 to # 6 as shown in FIG.
  • the first imaging execution unit collects a plurality of MR data with different BBTI times for the segment 2 in another heartbeat. Furthermore, the first imaging execution unit collects a plurality of MR data with different BBTI times for the segment 3 in another heartbeat. In this way, the first imaging execution unit collects MR data for a plurality of cardiac phases for all segments and for different BBTI times over a plurality of heartbeats. In the embodiment, the first imaging execution unit continuously captures images for a predetermined period including the diastole period in the cardiac cycle of the subject.
  • the specifying unit specifies the time until the labeled blood reaches a predetermined position in the imaging region based on the plurality of MR data collected by the first imaging execution unit.
  • several methods can be considered for the specifying process by the specifying unit. The methods 1 to 3 described below are merely examples.
  • the specifying unit generates a plurality of MRA (Magnetic Resonance Angiography) images from a plurality of collected MR data. That is, the specifying unit aggregates and reconstructs a plurality of MR data collected for each segment and having different BBTI times for each BBTI value, and generates a plurality of MRA images having different BBTI times. In this case, since the specifying unit aggregates MR data collected over a plurality of heartbeats into one MRA image, it is desirable to perform alignment. Then, the specifying unit outputs the plurality of generated MRA images to the display unit 24, and receives an input for designating a predetermined MRA image from the operator.
  • MRA Magnetic Resonance Angiography
  • FIG. 6 is a diagram for explaining a cine image according to the embodiment.
  • the specifying unit outputs a plurality of MRA images (cine images # 1 to # 6) having different BBTI times to the display unit 24. Then, for example, the operator determines that the cine image # 4 is an appropriate MRA image, and performs an input designating the cine image # 4.
  • the “predetermined position in the imaging region” refers to, for example, a position where a doctor or the like who performs diagnosis wants to actually observe, and can be arbitrarily set.
  • the specifying unit analyzes the signal values of the collected MR data, and based on the analysis result of the analyzed signal values, the labeled blood is placed at a predetermined position in the imaging region. Automatically determine the time to reach. For example, after generating a plurality of MRA images having different BBTI times, the specifying unit analyzes a signal value for a certain region in the MRA image (for example, corresponding to a predetermined position in the imaging region) for each MRA image. Then, the specifying unit determines the image (or the lowest image) having the highest signal value in this region, and the labeled blood reaches the predetermined position in the imaging region with the BBTI time corresponding to this image. Identified as the time until.
  • the specifying unit analyzes the signal values of the collected MR data, and outputs the analysis result of the analyzed signal values to the display unit 24. For example, after generating a plurality of MRA images having different BBTI times, the specifying unit analyzes a signal value for a certain region in the MRA image (for example, corresponding to a predetermined position in the imaging region) for each MRA image. Then, the specifying unit outputs a graph indicating the transition of the signal value to the display unit 24 together with the index of the corresponding MRA image. Then, for example, the operator performs input for designating the MRA image having the highest signal value on the graph. The specifying unit receives this input and specifies the BBTI time corresponding to the designated MRA image as the time until the labeled blood reaches a predetermined position in the imaging region.
  • the second imaging execution unit sets the time specified by the specifying unit as a corresponding parameter of the pulse sequence. .
  • the second imaging execution unit sets the time specified by the specifying unit to the BBTI value that is a parameter of a normal time-SLIP sequence in which the cine subsequence is not incorporated.
  • the second imaging execution unit executes this time-SLIP sequence and collects MR data.
  • the first imaging execution unit collects two-dimensional MR data
  • the second imaging execution unit collects three-dimensional MR data.
  • the MRI system 100 performs imaging by the first imaging execution unit in order to apply a parameter (BBTI value) appropriate for imaging by the second imaging execution unit.
  • a parameter (BBTI value) appropriate for imaging by the second imaging execution unit.
  • the first imaging execution unit collects MR data by the segmented cine subsequence, and thus the imaging time resolution is high. Circulation on the order of several msec to several tens of msec can be performed.
  • the MRI system 100 accepts settings by the operator or automatically determines various parameters related to the time-SLIP sequence executed by the first imaging execution unit within the MRI system 100.
  • the MRI system 100 according to the embodiment further includes a receiving unit that receives parameter settings related to a predetermined period, and the first imaging execution unit assigns the predetermined period to the time axis of the pulse sequence according to the received parameter settings. Position up and perform continuous imaging.
  • the accepting unit is provided, for example, in the MRI system control unit 22 shown in FIG. 1 (not shown).
  • the accepting unit accepts at least one setting among D1, D2, D3, and D4 described with reference to FIG.
  • D1 is the time from the trigger (R wave) related to the cardiac phase of the subject to the application of the first RF pulse (inversion pulse A or inversion pulse B).
  • D2 is a duration of a predetermined period.
  • D3 is the time from the end point of the predetermined period to the start point of the subsequent cycle.
  • D4 is the time from the first RF pulse (inversion pulse A or inversion pulse B) to the start point of a predetermined period.
  • the time-SLIP sequence executed by the first imaging execution unit includes a predetermined period (in FIG. 5, “cine sub-sequence”). ) Is repeatedly executed.
  • one MRA image is generated by aggregating each segment collected in each cycle.
  • the cardiac cycle of the subject is not necessarily constant, if MR data of each segment is collected based on only the elapsed time from the trigger (for example, R wave) related to the cardiac phase of the subject, for example, The recovery of the longitudinal magnetization component may vary between segments. As a result, the image quality of the MRA image generated by consolidating the segments also decreases.
  • D3 to be secured as the recovery time is set (or may be set as an elapsed time after applying the inversion pulse).
  • the first imaging execution unit waits until the next cycle without collecting MR data.
  • the first imaging execution unit collects MR data.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining another example of the time-SLIP sequence according to the embodiment.
  • the first imaging execution unit may alternately turn on / off the inversion pulse as shown in FIG.
  • the first imaging execution unit collects a plurality of MR data with different BBTI times for the segment 1 after applying an inversion pulse at a certain heartbeat.
  • the MR data collected here is k-space data of segment 1 corresponding to each of cine images # 1 to # 6, as in the case shown in FIG.
  • the first imaging execution unit collects a plurality of MR data with different BBTI times for the same segment 1 without applying an inversion pulse in another heartbeat.
  • the first imaging execution unit applies an inversion pulse this time in another heartbeat, and collects a plurality of MR data with different BBTI times for segment 2.
  • the first imaging execution unit may alternately perform acquisition to apply the inversion pulse and acquisition to which the inversion pulse is not applied.
  • the time from the fourth R wave to the start point of the cine subsequence b collected for the segment 1 without applying the inversion pulse is the same (d100 in FIG. 7).
  • the embodiment is not limited to this. Since the cine subsequence b does not apply an inversion pulse (no inversion pulse is applied between the fourth R wave and the fifth R wave), for example, the time from the second R wave to the start point of the cine subsequence a, The time from the fourth R wave to the start point of the cine subsequence b may be the same (d200 in FIG. 7). That is, in this case, the cine subsequence b is started after d200 hours have elapsed from the fourth R wave.
  • the embodiment is not limited to the technique of alternately performing the collection in which the inversion pulse is applied and the collection in which the inversion pulse is not applied.
  • acquisition without applying an inversion pulse may be performed collectively for one image, and then acquisition with an inversion pulse applied may be performed continuously.
  • acquisition without applying an inversion pulse for the segments 1 to 3 acquisition for applying an inversion pulse may be continuously performed for each segment.
  • Acquisition without applying an inversion pulse for one image is not limited to the beginning, and may be performed at an arbitrary timing (intermediate timing, last timing, etc.).
  • FIG. 8 is a diagram for explaining another example of the time-SLIP sequence according to the embodiment.
  • the first imaging execution unit may collect a plurality of three-dimensional data having different BBTI times as shown in FIG.
  • the first imaging execution unit collects a plurality of MR data having different BBTI times for slice encode 1 which is one segment of three-dimensional data at a certain heartbeat.
  • the first imaging execution unit collects a plurality of MR data with different BBTI times for slice encode 2 at another heartbeat.
  • illustration is omitted as appropriate in FIG. 8, the first imaging execution unit collects MR data for a plurality of cardiac phases over a plurality of heartbeats for all slice encodings and for different BBTI times. .
  • 9A and 9B are diagrams for explaining the relationship between the labeling region and the imaging region in the embodiment.
  • FIG. 9A is a diagram for explaining a flow-in angiography.
  • the inversion pulse A that is a region non-selective inversion pulse is not applied, and only the inversion pulse B that is a region selective inversion pulse is applied.
  • the inversion pulse B is applied to the labeling area set outside the imaging area independently of the imaging area.
  • the labeling region is set in the aorta located upstream of the myocardium as shown in FIG. 9A.
  • the inversion pulse B By applying the inversion pulse B to the labeling region, the longitudinal magnetization component of the blood in the labeling region is reversed.
  • the blood in the labeling region is labeled, and the signal value of the portion where the blood has reached after BBTI time is low in the imaging region.
  • FIG. 9B is a diagram for explaining a flow-out angiography.
  • both an inversion pulse A that is a region non-selective inversion pulse and an inversion pulse B that is a region-selective inversion pulse are applied.
  • the inversion pulse A is applied to the entire imaging area.
  • the inversion pulse A is applied to the entire imaging region, the longitudinal magnetization components of the myocardium and blood in the imaging region are reversed.
  • the inversion pulse B is applied to a labeling area set in the imaging area independently of the imaging area.
  • the labeled region is set in the aorta located upstream of the myocardium as shown in FIG. 9B.
  • the longitudinal magnetization component of the blood in the labeling region is selectively recovered after recovering by the time between the inversion pulse A and the inversion pulse B. Invert. In this way, the blood in the labeling region is labeled, and the signal value of the portion where the blood reaches after BBTI time becomes high in the imaging region.
  • the definitions of flow-in angiography and flow-out angiography are not limited to the above, and depending on how they are defined, they may be called the opposite name or other names. May be. Further, the setting of the imaging region and the labeling region can be arbitrarily changed according to the imaging purpose and the like. Furthermore, as an application example, the labeling method may be, for example, a pCASL (Pulsed Continuous Arterial Spin Labeling) method in which inversion pulses are continuously irradiated.
  • pCASL Pulsed Continuous Arterial Spin Labeling

Abstract

　実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（１００）は、第１撮像実行部（２２）と、特定部（２２）と、第２撮像実行部（２２）とを備える。第１撮像実行部（２２）は、被検体の心筋に流入する血液に標識化のためのＲＦパルスを印加した後、所定の期間中、心筋を含む撮像領域をｋ空間のセグメント毎に連続撮像することにより、標識化からデータ収集までの時間が異なる複数のＭＲデータを非造影で収集する。特定部（２２）は、収集された複数のＭＲデータに基づいて、標識化された血液が撮像領域内の所定位置に到達するまでの時間を特定する。第２撮像実行部（２２）は、特定された時間をパルスシーケンスの該当パラメータに設定し、被検体の心筋に流入する血液に標識化のためのＲＦパルスを印加した後、心筋を含む撮像領域を撮像することにより、ＭＲデータを非造影で収集する。

Description

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
　本発明の実施形態は、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。
　磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ（Magnetic　Resonance　Imaging））は、静磁場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））信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴（ＭＲ（Magnetic　Resonance）信号から画像を再構成する撮像法である。この磁気共鳴イメージングの分野において、造影剤を用いずに血流画像を取得する手法として、非造影ＭＲＡ（Magnetic　Resonance　Angiography）が知られている。
米国特許出願公開第１２／７６３，６４３号明細書 米国特許出願公開第２００４／００６８１７５号明細書 米国特許第６，７８２，２８６号明細書 米国特許第６，８０１，８００号明細書 米国特許第７，６１３，４９６号明細書 特開２００１－２５２２６３号公報 特開２００６－１９８４１１号公報 国際公開第２００４／００３８５１号 米国特許出願公開第２０１１／００７１３８２号明細書 特開２０１１－８３５９２号公報
　本発明が解決しようとする課題は、心筋組織の血流画像を適切に収集することである。
　実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、第１撮像実行部と、特定部と、第２撮像実行部とを備える。第１撮像実行部は、被検体の心筋に流入する血液に標識化のためのＲＦ（Radio　Frequency）パルスを印加した後、所定の期間中、心筋を含む撮像領域をｋ空間のセグメント毎に連続撮像することにより、標識化からデータ収集までの時間が異なる複数のＭＲ（Magnetic　Resonance）データを非造影で収集する。特定部は、収集された複数のＭＲデータに基づいて、標識化された血液が撮像領域内の所定位置に到達するまでの時間を特定する。第２撮像実行部は、特定された時間をパルスシーケンスの該当パラメータに設定し、被検体の心筋に流入する血液に標識化のためのＲＦパルスを印加した後、心筋を含む撮像領域を撮像することにより、ＭＲデータを非造影で収集する。
図１は、実施形態に係るＭＲＩシステムの概略ブロック図である。 図２は、実施形態に係るｔｉｍｅ－ＳＬＩＰ（Spatial　Labeling　Inversion　Pulse）シーケンスを説明するための図である。 図３は、実施形態に係るＭＲＩシステムにおいて実行されるコンピュータプログラムコードの処理手順を示すフローチャートである。 図４は、実施形態に係るシネ画像を説明するための図である。 図５は、実施形態に係るｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスを説明するための図である。 図６は、実施形態に係るシネ画像を説明するための図である。 図７は、実施形態に係るｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスの他の例を説明するための図である。 図８は、実施形態に係るｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスの他の例を説明するための図である。 図９Ａは、実施形態における標識化領域と撮像領域との関係を説明するための図である。 図９Ｂは、実施形態における標識化領域と撮像領域との関係を説明するための図である。
　図１に示すＭＲＩ（Magnetic　Resonance　Imaging）システム１００は、架台部１０（断面図で示す）と、互いに接続される様々な関連のシステム構成要素２０とを含む。少なくとも架台部１０は、通常シールドルーム内に設置される。図１に示す１つのＭＲＩシステム１００は、静磁場Ｂ0磁石１２と、Ｇｘ、Ｇｙ、及びＧｚ傾斜磁場コイルセット１４と、ＲＦ（Radio　Frequency）コイルアセンブリ１６との実質的に同軸円筒状の配置を含む。この円筒状に配置された要素の水平軸線に沿って、被検体テーブル１１によって支持された被検体９の頭部を取り囲むように示された撮像ボリューム１８がある。
　ＭＲＩシステム制御部２２は、表示部２４、キーボード／マウス２６、及びプリンタ２８に接続される入力／出力ポートを備える。言うまでもなく、表示部２４は、制御入力もまた備えるような多様性のあるタッチスクリーンであってもよい。
　ＭＲＩシステム制御部２２は、ＭＲＩシーケンス制御部３０とインタフェース接続する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、Ｇx、Ｇy、Ｇz傾斜磁場コイルドライバ３２、並びに、ＲＦ送信部３４、及び、送信／受信スイッチ３６（同じＲＦコイルが、送信及び受信の両方に用いられる場合）を制御する。当業者には自明であるが、１つ以上の電極８を被検体に装着し、心電（ＥＣＧ（Electrocardiogram））信号や末梢脈波ゲート信号をＭＲＩシーケンス制御部３０へ出力するとよい。また、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、特定のパルスシーケンスのパラメータを設定する操作者入力やシステム入力を用いてＭＲ画像を生成するために、有用なパルスシーケンスを実行するための好適なプログラムコード構造３８へのアクセスを有する。
　ＭＲＩシステム１００は、表示部２４に出力する処理された画像データを作成できるように、ＭＲＩデータ処理部４２に入力を供給するＲＦ受信部４０を含む。また、ＭＲＩデータ処理部４２を、画像再構成プログラムコード構造４４及びＭＲ画像記憶部４６にアクセスできるように構成してもよい（例えば、実施形態及び画像再構成プログラムコード構造４４に従った処理で得られたＭＲＩデータを格納するために）。
　また、図１は、ＭＲＩシステムプログラム／データ格納部５０を一般化した描写を示す。ＭＲＩシステムプログラム／データ格納部５０に格納されるプログラムコード構造（例えば、ｔｉｍｅ－ＳＬＩＰ画像及びシネ画像の生成、生成のための操作者入力等のために）は、ＭＲＩシステムの様々なデータ処理構成要素にアクセス可能なコンピュータ読み取り可能な記憶媒体に格納される。当業者には自明であるが、プログラム格納部５０は、正常運転時にそのように格納されたプログラムコード構造に対して直近の必要性を有するシステム２０の処理コンピュータのうちの様々なコンピュータに分割し、且つ少なくとも一部を直結してもよい（すなわち、ＭＲＩシステム制御部２２に普通に格納したり、直結したりする代わりに）。
　実際、当業者には自明であるが、図１の描写は、本明細書で後述する実施形態を実行できるように若干の変更を加えた一般的なＭＲＩシステムの非常に高度に簡素化した図である。システム構成要素は、様々な論理収集の「ボックス」に分割でき、通常、多数のデジタル信号処理装置（ＤＳＰ（Digital　Signal　Processors））、超小型演算処理装置、特殊用途向け処理回路（例えば、高速Ａ／Ｄ変換、高速フーリエ変換、アレイ処理用等）を含む。これら処理装置のそれぞれは、通常、各クロックサイクル（又は所定数のクロックサイクル）が発生すると、物理データ処理回路がある物理的状態から別の物理的状態へ進むクロック動作型の「状態機械」である。
　動作中に、処理回路（例えば、ＣＰＵ（Central　Processing　Unit）、レジスタ、バッファ、計算ユニット等）の物理的状態が、あるクロックサイクルから別のクロックサイクルへ漸進的に変化するだけでなく、連結されているデータ格納媒体（例えば、磁気記憶媒体のビット格納部）の物理的状態も、そのようなシステムの動作中に、ある状態から別の状態へ変わる。例えば、ＭＲＩ再構成プロセスの終了時、物理的記憶媒体のコンピュータ読み取り可能なアクセス可能データ値格納場所のアレイは、いくつかの事前の状態（例えば、全部一律の「ゼロ」値又は全部「１」値）から新しい状態に変わる。その新しい状態では、そのようなアレイの物理的場所の物理的状態は、最小値と最大値との間で変動し、現実世界の物理的事象及び状況（例えば、撮像ボリューム空間内の被検体の組織）を表現する。当業者には自明であるが、格納されたデータ値のそのようなアレイは、物理的構造を表し且つ構成もする。つまり、命令レジスタの中に順次読み込まれてＭＲＩシステム１００の１つ以上のＣＰＵによって実行されたとき、動作状態の特定シーケンスが発生して、ＭＲＩシステム１００内中に移行されるコンピュータ制御プログラムコードの特定構造が構成される。
　下記の実施形態は、データの収集、処理、ＭＲ画像の生成、表示などを行うことを目的として改良された方法を提供する。
　ＭＲＩの技術として、造影剤を用いずに心筋の血流を評価するＡＳＬ（Arterial　Spin　Labeling）法が知られている。ＡＳＬ法は、血液そのものをＲＦパルスにより磁気的に標識化（ラベリング）し、標識化した血液をトレーサとして用いることで、パフュージョン（Perfusion）画像等を得る撮像法である。例えば、ＭＲＩシステムは、標識化された血液の寄与のないｃｏｎｔｒｏｌ画像、及び、標識化パルスの一例としてのインバージョンパルスの印加により標識化された血液の寄与のあるｔａｇ画像を収集し、収集した両画像の差分処理を行う。この差分処理によって静止した組織はキャンセルされるので、ＭＲＩシステムは、撮像領域内に流入した血液成分のみの画像を得ることができる。なお、ＡＳＬ法については、例えば、Ｚｕｎらによる、“Assessment　of　Myocardial　Blood　Flow（MBF）　in　Humans　Using　Arterial　Spin　Labeling（ASL）：　Feasibility　and　Noise　Analysis”、Magnetic　Resonance　in　Medicine、６２巻、９７５～９８３頁（２００９）を参照されたい。ここで、（ストレスパフュージョンを伴う及び伴わない）心筋中のタグのオンオフ信号差を検査するために、２次元のＡＳＬシーケンスを用いる。
　また、ＭＲＩの技術として、ｔｉｍｅ－ＳＬＩＰ（Spatial　Labeling　Inversion　Pulse）法が知られている。ｔｉｍｅ－ＳＬＩＰ法は、撮像領域に流入又は流出する流体を、この撮像領域とは独立した位置で標識化し、撮像領域に流入又は流出する流体の信号値を高く又は低くすることで、流体を描出する撮像法である。例えば、ＭＲＩシステムは、同期信号（例えばＲ波）から一定の待ち時間後にｔｉｍｅ－ＳＬＩＰパルスを印加する。このｔｉｍｅ－ＳＬＩＰパルスは、領域非選択インバージョンパルス及び領域選択インバージョンパルスを含み、領域非選択インバージョンパルスは、オン又はオフを設定することができる。領域選択インバージョンパルスによって撮像領域に流入（又は流出）する流体を標識化すると、ＢＢＴＩ（Black-Blood　Time　to　Inversion）時間後に流体が到達した部分の信号の輝度が高く（領域非選択インバージョンパルスがオフの場合は低く）なる。このｔｉｍｅ－ＳＬＩＰ法については、例えば、２０１０年４月２０日に米国出願された第１２／７６３、６４３号も参照されたい。この米国出願においては、適切なＢＢＴＩ時間を選択することによって、タグ付けされた（又は、マークされた）血流分布の観察に、非造影の心筋パフュージョンｔｉｍｅ－ＳＬＩＰ法が用いられている。
　ここで、ｔｉｍｅ－ＳＬＩＰ法においては、ＢＢＴＩのパラメータ値（以下、適宜「ＢＢＴＩ値」という）を適切に選択することが重要である。なぜならば、ＢＢＴｌ値の選択が適切でない場合、タグ付けされた血流ボーラスが、画像化されたＲＯＩ（Region　Of　Interest）に到達しない場合や、ＭＲデータが収集される時点までに既にＲＯＩを通過してしまう場合が発生し得るからである。もっとも、このＢＢＴｌ値を適切に選択することは難しい。このＢＢＴＩ値は、被検体毎に変動し、また、同じ被検体であっても、心拍数や他の被検体特有の状況などによって変動するからである。
　ここで、実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、可変的に位置決め可能なシネサブシーケンス（cine　sub-sequence）が組み込まれたｔｉｍｅ－ＳＬＩＰ法による血管造影撮像によって、ＢＢＴＩ値の適切な選択が難しいという問題の軽減、除去を実現することができる。具体的には、実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、高い時間分解能で、心筋パフュージョンの信号差を見つけるために、２Ｄのシネシーケンスを用いて、任意の心時相（例えば、心拡張期）における心筋の信号強度の変化を検査する。また、実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、フローアウト（flow-out）を用いて心時相における信号変化を検査するために、balanced　ＳＳＦＰ（Steady　State　Free　Precession：定常状態自由歳差運動）による２Ｄのｔｉｍｅ－ＳＬＩＰ法を用いることができる。
　特に、シネサブシーケンス（例えば、２次元（例えば、１空間次元及び１時間次元）、又は、３次元（例えば、２空間次元及び１時間次元）のｂＳＳＦＰ又はＦＦＥ（Fast　Field　Echo））が組み込まれた実施形態において、操作者やＭＲＩシステム１００は、所定のパルスシーケンスに対して、ＢＢＴＩ値の範囲を自由に選択することができる。例えば、実施形態において、ｔｉｍｅ－ＳＬＩＰ法によるパルスシーケンス（以下、適宜「ｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンス」という）に組み込まれているセグメント化されたシネサブシーケンスの継続時間は、（例えば、操作者又はＭＲＩシステム１００によって）制御可能である。同様に、例えば、実施形態において、シネサブシーケンスの後の回復時間（例えば、新しいデータ収集サイクルの前の回復時間）、及び、任意の初期トリガからの遅延時間（例えば、１つ以上のタグ付けＲＦパルスが印加される前に選択された心臓のトリガイベントの後の遅延時間）も制御可能である。
　実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、ｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスにおいて、データ収集サイクル内で可変的に位置決め可能なシネサブシーケンスによるデータ収集の後は、あらゆる必須の画像減算処理、あるいは、収集したＭＲ信号に対する他の処理や分析を（例えば、画像間の位置合わせ付きで）自動的に実行することができる。好ましくは、実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、必要な画像の差分操作を実行する前に、適切であれば、その後複数のパルスシーケンスを自動的に実行できるように、ＲＦタグ「オン」及び「オフ」のパラメータを操作者（又はシステム）が事前選択できる。
　最終的に、実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、画像化された心筋内の血液パフュージョン信号の輝度変化の表示を、表示や格納、あるいは、遠隔システム又は遠隔地への転送等の形態で提供することができる。ＭＲＩシステム１００は、シネサブシーケンスが組み込まれたｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスによって収集された、ＭＲＩシネ画像フレームのうちの確認された１つを提供するか、あるいは、別のｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスを実行することにより収集された画像を提供する。この別のｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスは、最適なＭＲＩシネ画像フレームが事前に特定されることによって決定されるので、適切なＢＢＴＩ値を用いて実行される。
　シネサブシーケンスが組み込まれたｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスには、例えば、（ａ）フローイン（flow-in）血管造影法を実現するために１つの領域選択インバージョンパルスをＲＯＩの上流に印加する場合と、ｂ）フローアウト（flow-out）血管造影法を実現するために領域選択インバージョンパルス及び領域非選択インバージョンパルスをＲＯＩに印加する場合とがある。また、領域選択インバージョンパルスのオン／オフを交互に設定することで、血管を出力するためのサブトラクションを容易にすることができる。
　実施形態におけるｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスには、制御可能な３つの時間（例えば、初期のトリガ遅延時間、セグメント化されたシネサブシーケンスの継続時間、及び回復時間）がある。一方、領域選択インバージョンパルスのオン／オフを交互に行うスキャンにおいては、初期のトリガ遅延時間及びシネサブシーケンスの継続時間のみ（例えば、操作者及びＭＲＩシステムプログラミングの一方又は両方によって）選択可能となる。なお、（例えば、シネ画像フレーム間の動きアーチファクトを補償するように）同一ＲＯＩの複数の画像について、画像間の位置合わせを十分留意して実施することが望ましい。
　実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、セグメント化されたシネサブシーケンスが組み込まれたｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスを用いることで、（１つの領域選択インバージョンパルスを用いたフローイン血管造影法によるか、領域選択インバージョンパルス及び領域非選択インバージョンパルスを用いたフローアウト血管造影によるかにかかわらず）被検体の心周期中の信号変化を描出することができる。フローイン血管造影法においては、ＭＲＩシステム１００は、領域選択インバージョンパルスを心筋に印加する。すると、ｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスの間、心筋の信号強度はＢＢＴＩ時間の増加に伴って減少する。フローアウト血管造影法においては、領域選択インバージョンパルス及び領域非選択インバージョンパルスを心筋の上流部分に印加する。すると、ｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスの間、心筋の信号強度はＢＢＴＩ時間の増加に伴って増加する。領域選択インバージョンパルスのオン／オフを交互に設定する手法（以下、適宜「オン／オフ交互手法」という）においては、心筋の信号強度はＢＢＴＩ時間の増加に伴って増加する。オン／オフ交互手法は、背景信号を除去するとともに、心筋に流入する血流の観察にも役立つ。
　実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、信号の輝度変化が効果的なシネサブシーケンス中のＢＢＴＩ値を、後のｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスにおいて使用する可能性がありそうな有効なＢＢＴＩ値の候補として、取得する。後のｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスは、シネサブシーケンスが組み込まれていない（他の任意のシーケンスを用いる）ｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスである。また、実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、（最適なＢＢＴＩ値の決定に用いる）シネ画像フレーム自体についても、心筋パフュージョン画像として用いることができる。
　例えば、実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、シネサブシーケンスが組み込まれた初期のｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスにおいては、適切なＢＢＴＩ値を特定することを目的として、比較的迅速且つ効果的な２Ｄのｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスを実施する。そして、実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、その後、心筋の３次元画像を描出することを目的として、非常に長い、シネサブシーケンスが組み込まれない３Ｄのｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスを、複数スライスにわたって複数回実施する。
　図２は、可変的に位置決め可能なシネサブシーケンスが組み込まれたｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスを説明するための図である。図２において、上部のラインは、被検体のＥＣＧ（Electrocardiogram）信号のＲ波を示す。図２に示すように、実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、初期のトリガ遅延時間Ｄ１の後に、標識化のためのＲＦパルスであるインバージョンパルスＡ及びＢ（例えば、１８０°パルス）の両方又は一方を印加する。初期のトリガ遅延時間Ｄ１は、一般に短く、ゼロに近い場合がある。傾斜磁場パルスは、図面の簡易にするために、図２においては明示されていない。また、図２に示すように、実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、継続時間Ｄ２の間、セグメント化されたシネサブシーケンスによるデータ収集を継続する。例えば、実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、ＲＦパルス、傾斜磁場パルス（ＳＳ（Slice　Select）パルス、ＰＥ（Phase　Encode）パルス、及びＲＯ（Read　Out）パルス）などを好適に初期化した状態で、少なくとも被検体の心拡張期を網羅する３００～４００ミリ秒程度、シネサブシーケンスによるデータ収集を継続することで、連続したＢＢＴＩ時間で効果的に撮像された４～５枚程度のシネ画像フレームを描出する。
　また、図２に示すように、初期のＢＢＴｌ遅延間隔Ｄ４（例えば、６００ミリ秒程度）は、初期のトリガ遅延時間からの遅延時間であってセグメント化されたシネサブシーケンスの開始時間として位置付けられる。実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、セグメント化されたシネサブシーケンスの後、更に、回復時間Ｄ３の後、次のデータ収集サイクルを開始する（例えば、核磁化が適切な開始状態に戻ることができるように）。
　実施形態においては、操作者やＭＲＩシステム１００が、所定の被検体のＥＣＧ信号に適合するように、これらの時間間隔を選択することができる。例えば、操作者やＭＲＩシステム１００は、Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３、及びＤ４の全て、又はいずれか３つを選択することで、１つのシーケンス全体の時間間隔を効果的に画定することができる。又は、心拡張期の任意の部分を含むようにシネサブシーケンスが配置されていれば、操作者やＭＲＩシステム１００は、他の時間間隔を、例えばＭＲＩシステム１００に定義された初期設定値に画定することもできる。また、実施形態においては、操作者やＭＲＩシステム１００は、インバージョンパルスＡ及びＢの両方又は一方の使用や不使用についても、選択又は事前設定することができる。実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、領域非選択インバージョンパルスＡ及び領域選択インバージョンパルスＢを用いた場合、選択的にマーク付け、すなわち標識化された血液の心筋への流入を描出することが可能になる。
　図３は、実施形態に係るＭＲＩシステム１００において実行されるコンピュータプログラムコードの処理手順を示すフローチャートである。まず、ＭＲＩシステム１００は、操作者やＭＲＩシステム１００によるパラメータ設定の入力が完了したかを判定する（ステップＳ０１）。例えば、操作者入力は、ＧＵＩ（Graphical　User　Interface）３００に示される通りである。例えば、実施形態において、操作者は、時間間隔Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３、及びＤ４のうちのいくつかを、ステップＳ０１にて選択することができる。なお、操作者は、これらの時間間隔のうち、１つ、２つ、又は３つのみを選択し、ＭＲＩシステム１００が、残りの時間間隔を決定してもよい。また、全体の時間間隔の長さが既知であり、且つ、ｎ個の時間間隔が存在する場合、操作者やＭＲＩシステム１００は、ｎ－１個の時間間隔を画定する。操作者やＭＲＩシステム１００は、インバージョンパルスＡ及びＢに対するタグ付けの事前設定を、必要に応じて独立に画定することができる（すなわち、操作者やＭＲＩシステム１００は、インバージョンパルスＡ及びＢそれぞれのオン／オフを事前に設定することができる）。操作者やＭＲＩシステム１００は、オン／オフ交互手法についても、画定することができる。操作者やＭＲＩシステム１００は、タグ付け位置を二者択一的に選択することができるように（例えば、ＲＯＩの上流部分、又は、ＲＯＩの内側部分）、フローインモード又はフローアウトモードを二者択一的に選択することができる。これらのパルスシーケンスのパラメータの全部又は一部は、好適なＧＵＩによって、操作者選択又はＭＲＩシステム１００選択の両方又は一方が可能である。
　ステップＳ０１においてパルスシーケンスのパラメータが画定されると（ステップＳ０１肯定）、ＭＲＩシステム１００は、シネサブシーケンスが組み込まれたｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスを、ＭＲデータを収集するように実行する（ステップＳ０２）。シネサブシーケンスとして使用するための好適なシネシーケンスは、それ自体公知である。例えば、米国特許出願第２００８／００６１７８０Ａ１号（２００７年９月１０日出願、２００８年３月１３日公開）、及び、第１２／７２２、８７５号（２０１０年３月１２日出願）の一方又は両方を参照されたい。そのようなシネシーケンスはまた、セグメント化されたシネシーケンスと呼ばれてもよい（例えば、そのようなシネシーケンスは、少なくともｋ空間にセグメント化される場合があるからである）。
　続いて、ＭＲＩシステム１００は、好適な画像再構成処理を実行する（ステップＳ０３）。この画像再構成処理には、画像間の位置合わせと、位置合わせ後の画像の減算処理が含まれる。そして、実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、収集したシネ画像フレームを、図４に示すように表示する。図４から明らかであるように、連続したシネ画像フレームのうちのフレーム４が最も鮮明である。従って、操作者又はＭＲＩシステム１００は、そのフレームに対応して関連付けられたＢＢＴｌ時間を、適切なＢＢＴＩ時間として特定することができる。適切なシネ画像フレーム、及び対応するＢＢＴｌ時間についての特定はまた、（図３のステップＳ０４に示されているように）操作者に画像を表示することなく、好適にプログラムされたコンピュータ処理によっても実行可能である。ステップＳ０５において、ＭＲＩシステム１００は、操作者やＭＲＩシステム１００によって、許容可能な適切なＢＢＴＩ時間が特定されたかを判定する（ステップＳ０５）。特定されていない場合（ステップＳ０５否定）、ＭＲＩシステム１００は、操作者やＭＲＩシステム１００によるパラメータ設定の入力のために、再び、ステップＳ０１に戻る。
　一方、適切な画像やＢＢＴＩ時間が特定された場合（ステップＳ０５肯定）、ＭＲＩシステム１００は、特定されたこのＢＢＴＩ時間を用いて（例えば、マルチスライスデータ収集サイクルの連続する３Ｄの使用が望まれるであろう）ｔｉｍｅ－ＳＬｌＰシーケンスによるＭＲＡ画像を再び収集するという操作者やＭＲＩシステム１００による指示があるか否かを判定する（ステップＳ０６）。ｔｉｍｅ－ＳＬｌＰシーケンスによるＭＲＡ画像を収集すると判定した場合（ステップＳ０６肯定）、ＭＲＩシステム１００は、ステップＳ０５において特定した適切なＢＢＴＩ値を含む、選択したパラメータを用いて、ｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスを実行する（ステップＳ０７）。続いて、ＭＲＩシステム１００は、ステップＳ０７において収集されたＭＲデータに対して、必要とされる画像の減算処理を含み、且つ、周知の好適な画像位置合わせを用いる、画像再構成を実行する（ステップＳ０８）。ステップＳ０６において、ｔｉｍｅ－ＳＬｌＰシーケンスによるＭＲＡ画像を収集しないと判定された場合（ステップＳ０６否定）、ＭＲＩシステム１００は、（事実上、既に特定された適切なＢＢＴＩ値を用いている）事前に選択されたシネ画像フレームを、最終的な出力画像として出力する（ステップＳ０９）。
　最終的な出力画像が、選択されたシネ画像フレームであろうと、図３のステップＳ０８において得られた、適切なＢＢＴＩ値を用いて新しいｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスで収集されたＭＲＡ画像であろうと、ＭＲＩシステム１００は、適切なｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスのＭＲＡ画像を、更に処理する。あるいは、ＭＲＩシステム１００は、適切なｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスのＭＲＡ画像を、格納及び表示、並びに、何か他の又は遠隔の施設／工程／システムへの転送／エキスポートのすべて又はいずれかを行う（例えば、ＭＲＩシステム１００は、当業者には既に周知の手順によって、様々な組織部位に向けて心筋の血流を好適に定量化できるように、一方の画像のピクセル値の大きさを、別の画像の対応するピクセル値の大きさから減算すること、及び、一方の画像の複素数値ピクセルを、別の画像の対応する複素数値ピクセルから減算することの、一方又は両方のような、ピクセル毎の減算画像処理を行う）。
　さて、以下では、上述した実施形態に係るＭＲＩシステム１００について、改めて説明する。実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、第１撮像実行部と、特定部と、第２撮像実行部とを備える。第１撮像実行部は、被検体の心筋に流入する血液に標識化のためのＲＦパルスを印加した後、所定の期間中、心筋を含む撮像領域をｋ空間のセグメント毎に連続撮像する。この結果、第１撮像実行部は、標識化からデータ収集までの時間が異なる複数のＭＲデータを非造影で収集する。また、特定部は、第１撮像実行部によって収集された複数のＭＲデータに基づいて、標識化された血液が撮像領域内の所定位置に到達するまでの時間を特定する。また、第２撮像実行部は、特定部によって特定された時間をパルスシーケンスの該当パラメータに設定する。そして、第２撮像実行部は、被検体の心筋に流入する血液に標識化のためのＲＦパルスを印加した後、心筋を含む撮像領域を撮像することにより、ＭＲデータを非造影で収集する。第１撮像実行部、特定部、及び第２撮像実行部は、例えば、図１に示したＭＲＩシステム制御部２２内に備えられ（図示を省略）、ＭＲＩシステム１００の各部を制御することにより、上述した各種機能を実現する。
　各部の機能について、具体例を挙げつつ詳細に説明する。まず、第１撮像実行部は、例えば、セグメント化されたシネサブシーケンスが組み込まれた、ｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスを実行する。図５は、実施形態に係るｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスを説明するための図である。図５に示すように、第１撮像実行部は、被検体の心位相に関するトリガ（例えば、Ｒ波）から所定の遅延時間経過した後、インバージョンパルスＡ及びＢ（又は、インバージョンパルスＢのみ）を印加する。
　続いて、第１撮像実行部は、所定の期間中（図５において、『シネサブシーケンス』の四角で示す）、例えば、セグメントｋ－ｓｐａｃｅ法によるシネサブシーケンスを実行する。このセグメントｋ－ｓｐａｃｅ法は、ｋ空間を複数のセグメントに分割し、セグメント毎に順次ｋ空間データを収集するデータ収集法である。例えば、図５に示すように、ｋ空間が３セグメントに分割されたとする。第１撮像実行部は、ある心拍において、セグメント１について、ＢＢＴＩ時間が異なる複数のＭＲデータを収集する。ここで収集されるＭＲデータは、図５に示すように、シネ画像＃１～＃６のそれぞれに対応するセグメント１のｋ空間データである。また、第１撮像実行部は、別の心拍において、セグメント２について、ＢＢＴＩ時間が異なる複数のＭＲデータを収集する。更に、第１撮像実行部は、別の心拍において、セグメント３について、ＢＢＴＩ時間が異なる複数のＭＲデータを収集する。このように、第１撮像実行部は、複数の心拍にわたり、全セグメント分、且つ、ＢＢＴＩ時間が異なる複数の心時相分のＭＲデータを収集する。なお、実施形態において、第１撮像実行部は、被検体の心周期のうち、心拡張期を含む所定の期間、連続撮像する。
　次に、特定部は、第１撮像実行部によって収集された複数のＭＲデータに基づいて、標識化された血液が撮像領域内の所定位置に到達するまでの時間を特定する。ここで、特定部による特定処理には、いくつかの手法が考えられる。なお、以下に説明する手法１～３は一例に過ぎない。
　まず、手法１において、例えば、特定部は、収集された複数のＭＲデータから複数のＭＲＡ（Magnetic　Resonance　Angiography）画像を生成する。すなわち、特定部は、セグメント毎に収集された、ＢＢＴＩ時間が異なる複数のＭＲデータを、ＢＢＴＩ値毎に集約して再構成し、ＢＢＴＩ時間が異なる複数のＭＲＡ画像を生成する。この場合、特定部は、複数の心拍にまたがって収集されたＭＲデータを１枚のＭＲＡ画像に集約することになるので、位置合わせを行うことが望ましい。そして、特定部は、生成した複数のＭＲＡ画像を表示部２４に出力し、所定のＭＲＡ画像を指定する入力を操作者から受け付ける。
　図６は、実施形態に係るシネ画像を説明するための図である。例えば、特定部は、図６に示すように、ＢＢＴＩ時間が異なる複数のＭＲＡ画像（シネ画像＃１～＃６）を表示部２４に出力する。すると、操作者は、例えば、シネ画像＃４が適切なＭＲＡ画像であると判断し、シネ画像＃４を指定する入力を行う。特定部は、この入力を受け付け、指定されたＭＲＡ画像に対応するＢＢＴＩ時間（ＢＢＴＩ＝Ｔ0＋３Δ）を、標識化された血液が撮像領域内の所定位置に到達するまでの時間として特定する。なお、ここでいう「撮像領域内の所定位置」とは、例えば、診断を行う医師等が実際に観察したいと考える位置などのことであり、任意に設定することが可能である。
　また、手法２において、例えば、特定部は、収集された複数のＭＲデータの信号値を解析し、解析した信号値の解析結果に基づいて、標識化された血液が撮像領域内の所定位置に到達するまでの時間を自動的に特定する。例えば、特定部は、ＢＢＴＩ時間が異なる複数のＭＲＡ画像を生成した後、ＭＲＡ画像毎に、ＭＲＡ画像内のある領域（例えば、撮像領域内の所定位置に対応する）について信号値を解析する。そして、特定部は、この領域の信号値が最も高い画像（又は、最も低い画像）を判定し、この画像に対応するＢＢＴＩ時間を、標識化された血液が撮像領域内の所定位置に到達するまでの時間として特定する。
　また、手法３において、例えば、特定部は、収集された複数のＭＲデータの信号値を解析し、解析した信号値の解析結果を表示部２４に出力する。例えば、特定部は、ＢＢＴＩ時間が異なる複数のＭＲＡ画像を生成した後、ＭＲＡ画像毎に、ＭＲＡ画像内のある領域（例えば、撮像領域内の所定位置に対応する）について信号値を解析する。そして、特定部は、この信号値の推移を示すグラフを、対応するＭＲＡ画像のインデックスとともに表示部２４に出力する。すると、操作者は、例えば、このグラフ上で、信号値が最も高いＭＲＡ画像を指定する入力を行う。特定部は、この入力を受け付け、指定されたＭＲＡ画像に対応するＢＢＴＩ時間を、標識化された血液が撮像領域内の所定位置に到達するまでの時間として特定する。
　こうして、標識化された血液が撮像領域内の所定位置に到達するまでの時間が特定されると、第２撮像実行部は、特定部によって特定された時間を、パルスシーケンスの該当パラメータに設定する。例えば、第２撮像実行部は、シネサブシーケンスが組み込まれていない、通常のｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスのパラメータであるＢＢＴＩ値に、特定部によって特定された時間を設定する。そして、第２撮像実行部は、このｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスを実行し、ＭＲデータを収集する。なお、例えば、第１撮像実行部は２次元のＭＲデータを収集し、第２撮像実行部は３次元のＭＲデータを収集する。
　このように、実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、第２撮像実行部による撮像に適切なパラメータ（ＢＢＴＩ値）を適用するために、第１撮像実行部による撮像を行う。この点、上述した実施形態においては、第１撮像実行部による撮像の時間分解能が高いことから、より適切なパラメータ（ＢＢＴＩ値）を選択し、第２撮像実行部による撮像に適用することができる。すなわち、上述した実施形態においては、第１撮像実行部が、セグメント化されたシネサブシーケンスによってＭＲデータを収集するので、撮像の時間分解能が高い。数ｍｓｅｃ～数十ｍｓｅｃオーダのサーキュレーションを行うことが可能である。
　なお、実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、この第１撮像実行部によって実行されるｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスに関する様々なパラメータを、操作者による設定を受け付ける、あるいは、ＭＲＩシステム１００内で自動的に決定するなどする。すなわち、実施形態に係るＭＲＩシステム１００は、所定の期間に関するパラメータの設定を受け付ける受付部を更に備え、第１撮像実行部は、受け付けられたパラメータの設定に従って、所定の期間をパルスシーケンスの時間軸上に位置付け、連続撮像を実行する。受付部は、例えば、図１に示したＭＲＩシステム制御部２２内に備えられる（図示を省略）。
　例えば、受付部は、図２を用いて説明した、Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３、及びＤ４のうち、少なくとも１つの設定を受け付ける。図２に示すように、Ｄ１は、被検体の心位相に関するトリガ（Ｒ波）から最初のＲＦパルス（インバージョンパルスＡ又はインバージョンパルスＢ）を印加するまでの時間である。また、Ｄ２は、所定の期間の継続時間である。また、Ｄ３は、所定の期間の終点から後段のサイクルの始点までの時間である。また、Ｄ４は、最初のＲＦパルス（インバージョンパルスＡ又はインバージョンパルスＢ）から所定の期間の始点までの時間である。
　ここで、Ｄ３を設定する意味を説明すると、図５に示すように、第１撮像実行部によって実行されるｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスは、その内部において、所定の期間（図５において、『シネサブシーケンス』の四角で示す）を含むサイクルを繰り返し実行するものである。そして、後述するように、１つのＭＲＡ画像は、各サイクルで収集された各セグメントを集約して生成される。ここで、被検体の心周期は必ずしも一定であるとは限らないので、被検体の心位相に関するトリガ（例えば、Ｒ波）からの経過時間のみを基準として各セグメントのＭＲデータを収集すると、例えば、セグメント間で、縦磁化成分の回復にばらつきが生じ得る。すると、各セグメントを集約して生成されるＭＲＡ画像の画質も低下することになる。そこで、実施形態においては、例えば、回復時間として確保すべきＤ３を設定する（あるいは、インバージョンパルスを印加してからの経過時間として設定してもよい）。そして、例えば、第１撮像実行部は、このＤ３を確保できないうちに次のＲ波が検知された場合には、ＭＲデータの収集を行わずに次のサイクルまで待機する。一方、第１撮像実行部は、このＤ３を確保した後に次のＲ波が検知された場合には、ＭＲデータの収集を行う。
　次に、図７は、実施形態に係るｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスの他の例を説明するための図である。例えば、第１撮像実行部は、図７に示すように、インバージョンパルスのオン／オフを交互に行ってもよい。この場合、第１撮像実行部は、ある心拍においてインバージョンパルスを印加した上で、セグメント１について、ＢＢＴＩ時間が異なる複数のＭＲデータを収集する。ここで収集されるＭＲデータは、図５に示した場合と同様に、シネ画像＃１～＃６のそれぞれに対応するセグメント１のｋ空間データである。続いて、第１撮像実行部は、別の心拍においてインバージョンパルスを印加することなく、同じセグメント１について、ＢＢＴＩ時間が異なる複数のＭＲデータを収集する。その後、第１撮像実行部は、別の心拍において今度はインバージョンパルスを印加し、セグメント２について、ＢＢＴＩ時間が異なる複数のＭＲデータを収集する。このように、第１撮像実行部は、インバージョンパルスを印加する収集と印加しない収集とを交互に行ってもよい。
　なお、インバージョンパルスを印加する収集と印加しない収集との関係について説明を補足すると、図７の例においては、第１Ｒ波から、インバージョンパルスを印加してセグメント１について収集するシネサブシーケンスａの開始点までの時間と、第４Ｒ波から、インバージョンパルスを印加せずにセグメント１について収集するシネサブシーケンスｂの開始点までの時間とが、同じである（図７においてｄ１００）。しかしながら、実施形態はこれに限られるものではない。シネサブシーケンスｂはインバージョンパルスを印加しない（第４Ｒ波と第５Ｒ波との間でインバージョンパルスを印加しない）ので、例えば、第２Ｒ波からシネサブシーケンスａの開始点までの時間と、第４Ｒ波からシネサブシーケンスｂの開始点までの時間とが同じになるように（図７においてｄ２００）してもよい。すなわち、この場合、シネサブシーケンスｂは、第４Ｒ波からｄ２００時間経過後に開始される。
　なお、実施形態は、インバージョンパルスを印加する収集と印加しない収集とを交互に行う手法に限られるものではない。例えば、１画像分、インバージョンパルスを印加しない収集をまとめて行い、その後、インバージョンパルスを印加する収集を連続して行ってもよい。例えば、セグメント１～３についてインバージョンパルスを印加しない収集を行った後に、各セグメントについて、インバージョンパルスを印加する収集を連続して行ってもよい。また、１画像分のインバージョンパルスを印加しない収集は、最初に限られず、任意のタイミング（中間のタイミングや、最後など）で行われればよい。
　次に、図８は、実施形態に係るｔｉｍｅ－ＳＬＩＰシーケンスの他の例を説明するための図である。例えば、第１撮像実行部は、図８に示すように、ＢＢＴＩ時間が異なる複数の３次元データを収集してもよい。例えば、第１撮像実行部は、ある心拍において、３次元データの１セグメントであるスライスエンコード１について、ＢＢＴＩ時間が異なる複数のＭＲデータを収集する。また、第１撮像実行部は、別の心拍において、スライスエンコード２について、ＢＢＴＩ時間が異なる複数のＭＲデータを収集する。図８においては図示を適宜省略するが、このように、第１撮像実行部は、複数の心拍にわたり、全スライスエンコード分、且つ、ＢＢＴＩ時間が異なる複数の心時相分のＭＲデータを収集する。
　更に、以下では、実施形態における標識化領域と撮像領域との関係を説明しておく。図９Ａ及び９Ｂは、実施形態における標識化領域と撮像領域との関係を説明するための図である。
　図９Ａは、フローイン（flow-in）血管造影法を説明するための図である。実施形態において、フローイン（flow-in）血管造影法の場合、領域非選択インバージョンパルスであるインバージョンパルスＡは印加されず、領域選択インバージョンパルスであるインバージョンパルスＢのみが印加される。インバージョンパルスＢは、撮像領域とは独立に、撮像領域外に設定された、標識化領域に印加される。標識化領域は、図９Ａに示すように、心筋の上流に位置付けられる大動脈に設定される。標識化領域にインバージョンパルスＢが印加されることにより、標識化領域内の血液の縦磁化成分は反転する。こうして、標識化領域内の血液が標識化され、撮像領域内において、ＢＢＴＩ時間後に血液が到達した部分の信号値は低くなる。
　図９Ｂは、フローアウト（flow-out）血管造影法を説明するための図である。実施形態において、フローアウト（flow-out）血管造影法の場合、領域非選択インバージョンパルスであるインバージョンパルスＡ、及び、領域選択インバージョンパルスであるインバージョンパルスＢの両方が印加される。インバージョンパルスＡは、撮像領域全体に印加される。撮像領域全体にインバージョンパルスＡが印加されることにより、撮像領域内の心筋及び血液の縦磁化成分は反転する。続いて、インバージョンパルスＢは、撮像領域とは独立に、撮像領域内に設定された標識化領域に印加される。標識化領域は、図９Ｂに示すように、心筋の上流に位置付けられる大動脈に設定される。標識化領域にインバージョンパルスＢが印加されることにより、標識化領域内の血液の縦磁化成分は、インバージョンパルスＡとインバージョンパルスＢとの間の時間分だけ回復した後に、選択的に反転する。こうして、標識化領域内の血液が標識化され、撮像領域内において、ＢＢＴＩ時間後に血液が到達した部分の信号値は高くなる。
　なお、フローイン（flow-in）血管造影法及びフローアウト（flow-out）血管造影法の定義は上述に限られるものではなく、定義の仕方によっては、その逆の名称や他の名称で呼ばれてもよい。また、撮像領域や標識化領域の設定も、撮像目的等に応じて任意に変更することが可能である。更に、応用例として、標識化の手法は、例えば、インバージョンパルスを連続的に照射するｐＣＡＳＬ（Pulsed　Continuous　Arterial　Spin　Labeling）法でもよい。
　以上述べた少なくとも一つの実施形態の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よれば、心筋組織の血流画像を適切に収集することが可能になる。
　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、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。

Claims (10)

  1. 　被検体の心筋に流入する血液に標識化のためのＲＦ（Radio　Frequency）パルスを印加した後、所定の期間中、前記心筋を含む撮像領域をｋ空間のセグメント毎に連続撮像することにより、標識化からデータ収集までの時間が異なる複数のＭＲ（Magnetic　Resonance）データを非造影で収集する第１撮像実行部と、
    　収集された複数のＭＲデータに基づいて、標識化された血液が前記撮像領域内の所定位置に到達するまでの時間を特定する特定部と、
    　特定された時間をパルスシーケンスの該当パラメータに設定し、前記被検体の心筋に流入する血液に標識化のためのＲＦパルスを印加した後、前記心筋を含む撮像領域を撮像することにより、ＭＲデータを非造影で収集する第２撮像実行部と
    　を備える、磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　前記所定の期間に関するパラメータの設定を受け付ける受付部を更に備え、
    　前記第１撮像実行部は、受け付けられたパラメータの設定に従って、前記所定の期間をパルスシーケンスの時間軸上に位置付け、前記連続撮像を実行する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　前記第１撮像実行部は、前記パルスシーケンス内において、前記所定の期間を含むサイクルを繰り返し実行するものであって、
    　前記受付部は、前記所定の期間に関するパラメータとして、前記被検体の心位相に関するトリガから最初のＲＦパルスを印加するまでの第１時間、前記所定の期間の継続時間である第２時間、前記所定の期間の終点から後段のサイクルの始点までの第３時間、及び、前記最初のＲＦパルスから前記所定の期間の始点までの第４時間のうち、少なくとも１つの設定を受け付ける、請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　前記第１撮像実行部は、前記被検体の心周期のうち、心拡張期を含む所定の期間、前記心筋を含む撮像領域を連続撮像する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　前記第１撮像実行部は、２次元のＭＲデータを収集し、
    　前記第２撮像実行部は、３次元のＭＲデータを収集する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　前記特定部は、収集された複数のＭＲデータから生成した複数のＭＲＡ（Magnetic　Resonance　Angiography）画像を表示部に出力し、所定のＭＲＡ画像を指定する入力を操作者から受け付けることで、指定された該ＭＲＡ画像に対応する時間であって標識化からデータ収集までの時間を、標識化された血液が前記撮像領域内の所定位置に到達するまでの時間として特定する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　前記特定部は、収集された複数のＭＲデータから複数のＭＲＡ画像を生成する場合に、位置合わせを行う、請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　前記特定部は、収集された複数のＭＲデータから解析した信号値の解析結果に基づいて、標識化された血液が前記撮像領域内の所定位置に到達するまでの時間を特定する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　前記特定部は、収集された複数のＭＲデータから解析した信号値の解析結果を表示部に出力し、解析結果に対する入力を操作者から受け付けることで、標識化された血液が前記撮像領域内の所定位置に到達するまでの時間を特定する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　磁気共鳴イメージング装置で実行される磁気共鳴イメージング方法であって、
    　被検体の心筋に流入する血液に標識化のためのＲＦパルスを印加した後、所定の期間中、前記心筋を含む撮像領域をｋ空間のセグメント毎に連続撮像することにより、標識化からデータ収集までの時間が異なる複数のＭＲデータを非造影で収集する第１撮像実行工程と、
    　収集された複数のＭＲデータに基づいて、標識化された血液が前記撮像領域内の所定位置に到達するまでの時間を特定する特定工程と、
    　特定された時間をパルスシーケンスの該当パラメータに設定し、前記被検体の心筋に流入する血液に標識化のためのＲＦパルスを印加した後、前記心筋を含む撮像領域を撮像することにより、ＭＲデータを非造影で収集する第２撮像実行工程と
    　を含んだことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
PCT/JP2011/076328 2009-09-18 2011-11-15 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 WO2012067123A1 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201180048821.7A CN103153181B (zh) 2010-11-15 2011-11-15 磁共振成像装置以及磁共振成像方法
EP11842125.4A EP2572638B1 (en) 2010-11-15 2011-11-15 Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2009216890 2009-09-18
US12/946,549 US8581582B2 (en) 2009-09-18 2010-11-15 MRI non-contrast time-slip angiography using variably positioned cine sub-sequence
US12/946,549 2010-11-15

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2012067123A1 true WO2012067123A1 (ja) 2012-05-24

Family

ID=46085293

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2011/076328 WO2012067123A1 (ja) 2009-09-18 2011-11-15 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

Country Status (2)

Country Link
US (1) US8581582B2 (ja)
WO (1) WO2012067123A1 (ja)

Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2010125832A1 (ja) * 2009-04-30 2010-11-04 国立大学法人京都大学 タギングｍｒ画像における撮像対象の運動解析方法及びｍｒｉ装置
US8581582B2 (en) 2009-09-18 2013-11-12 Kabushiki Kaisha Toshiba MRI non-contrast time-slip angiography using variably positioned cine sub-sequence
US9151815B2 (en) 2010-11-15 2015-10-06 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
JP5984258B2 (ja) 2012-04-27 2016-09-06 東芝メディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置
US10980492B2 (en) 2012-05-11 2021-04-20 Toshiba Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and image processing apparatus
US8855743B2 (en) 2012-05-11 2014-10-07 Kabushiki Kaisha Toshiba Non-contrast magnetic resonance perfusion imaging
WO2013168809A1 (ja) * 2012-05-11 2013-11-14 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置
US9579041B2 (en) * 2012-05-24 2017-02-28 Toshiba Medical Systems Corporation Semi-automated non-contrast magnetic resonance angiography (MRA)
US10368777B2 (en) * 2012-09-14 2019-08-06 Toshiba Medical Systems Corporation Non-contrast dynamic MRI myocardial perfusion analysis and visualization
JP6398106B2 (ja) 2013-04-08 2018-10-03 国立大学法人京都大学 磁気共鳴イメージング装置
US20170258409A1 (en) * 2014-12-01 2017-09-14 University Of Southern California Synchronized multi-module pulsed arterial spin labeled magnetic resonance imaging

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001149340A (ja) * 1999-11-29 2001-06-05 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置及びスピンの緩和時間計測方法
JP2004024637A (ja) * 2002-06-27 2004-01-29 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置およびｍｒｉ画像撮影方法

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6782286B2 (en) * 1998-04-20 2004-08-24 Kabushiki Kaisha Toshiba MRI system and MR imaging method
US6271665B1 (en) * 1998-09-02 2001-08-07 Stuart S. Berr Extra slice spin tagging (EST) magnetic resonance imaging for determining perfusion
US6564080B1 (en) * 1999-03-31 2003-05-13 Kabushiki Kaisha Toshiba MR imaging on ASL technique
US6801800B2 (en) * 1999-11-29 2004-10-05 Kabushiki Kaisha Toshiba MR imaging using ECG-prep scan
JP4594482B2 (ja) 2000-03-14 2010-12-08 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング方法及び磁気共鳴イメージング装置
CN100411584C (zh) * 2001-11-15 2008-08-20 株式会社东芝 在预脉冲和成象脉冲列之间需要长等待时间的核磁共振机
JP4521271B2 (ja) 2002-06-28 2010-08-11 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 変形可能な３次元対象の頭頂の動きに関する情報を表示する画像処理システム
JP4309632B2 (ja) * 2002-10-08 2009-08-05 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
US7412277B1 (en) * 2003-08-20 2008-08-12 General Electric Company Multi-slice MR data acquisition in successive heartbeats with black blood contrast
DE102005002949A1 (de) 2005-01-21 2006-08-03 Siemens Ag Verfahren zur Visualisierung von Schädigungen im Myokard
US7613496B2 (en) * 2005-09-22 2009-11-03 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
US7545142B2 (en) * 2005-11-01 2009-06-09 Beth Israel Deaconess Medical Center, Inc. Arterial spin labeling with pulsed radio frequency sequences
JP5002222B2 (ja) * 2006-09-13 2012-08-15 学校法人東海大学 磁気共鳴イメージング装置
JP5329818B2 (ja) * 2007-03-26 2013-10-30 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置における撮影条件設定方法
JP5675037B2 (ja) 2007-06-29 2015-02-25 株式会社東芝 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
US20090143666A1 (en) * 2007-11-29 2009-06-04 Edelman Robert R System And Method For Non-Contrast Agent MR Angiography
US8571288B2 (en) * 2007-12-07 2013-10-29 Kabushiki Kaisha Toshiba Image display apparatus and magnetic resonance imaging apparatus
DE102008050030B4 (de) * 2008-10-01 2010-11-25 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Vorrichtung zum Bestimmen eines Inversionszeitwerts von Gewebe mittels Magnetresonanztechnik
US8581582B2 (en) 2009-09-18 2013-11-12 Kabushiki Kaisha Toshiba MRI non-contrast time-slip angiography using variably positioned cine sub-sequence
CN102860827B (zh) * 2009-09-18 2017-05-17 东芝医疗系统株式会社 磁共振成像装置以及磁共振成像方法
JP5433436B2 (ja) * 2009-09-30 2014-03-05 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置、および、磁気共鳴イメージング方法

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001149340A (ja) * 1999-11-29 2001-06-05 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置及びスピンの緩和時間計測方法
JP2004024637A (ja) * 2002-06-27 2004-01-29 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置およびｍｒｉ画像撮影方法

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
MITSUE MIYAZAKI ET AL.: "Nonenhanced MR Angiography", RADIOLOGY, vol. 248, no. 1, July 2008 (2008-07-01), pages 20 - 43, XP002670571 *

Also Published As

Publication number Publication date
US8581582B2 (en) 2013-11-12
US20110080170A1 (en) 2011-04-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2012067123A1 (ja) 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
US10368777B2 (en) Non-contrast dynamic MRI myocardial perfusion analysis and visualization
US9804245B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
US8515526B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
JP6656826B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
US9585575B2 (en) Non-contrast MRI with differentiation of ischemic, infarct and normal tissue
JP6430604B2 (ja) 画像処理装置、磁気共鳴イメージング装置及び画像処理方法
JP5683987B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
US10169866B2 (en) Medical image processing and diagnostic image generation device for predetermined types of diagnostic information
JP6077090B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
JP5984239B2 (ja) 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
US20090005672A1 (en) Image processing apparatus, image diagnostic apparatus and image processing method
JP2013236932A (ja) 磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置
JP6991728B2 (ja) 画像処理装置、磁気共鳴イメージング装置及び画像処理方法
JP6045797B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
US9151815B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
JP6154161B2 (ja) 磁気共鳴イメージング装置
US11073586B2 (en) Magnetic resonance imaging method and magnetic resonance imaging apparatus

Legal Events

Date Code Title Description
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 201180048821.7

Country of ref document: CN

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 11842125

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2011842125

Country of ref document: EP

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE