WO2013168809A1 - 磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置 Download PDF

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WO2013168809A1
WO2013168809A1 PCT/JP2013/063214 JP2013063214W WO2013168809A1 WO 2013168809 A1 WO2013168809 A1 WO 2013168809A1 JP 2013063214 W JP2013063214 W JP 2013063214W WO 2013168809 A1 WO2013168809 A1 WO 2013168809A1
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image
magnetic resonance
pulse
labeled
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PCT/JP2013/063214
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French (fr)
Inventor
勉 星野
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
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    • 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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0033—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room
    • A61B5/004—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room adapted for image acquisition of a particular organ or body part
    • A61B5/0044—Features or image-related aspects of imaging apparatus classified in A61B5/00, e.g. for MRI, optical tomography or impedance tomography apparatus; arrangements of imaging apparatus in a room adapted for image acquisition of a particular organ or body part for the heart
    • 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

Definitions

  • Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging apparatus and an image processing apparatus.
  • MR Magnetic Resonance
  • the problem to be solved by the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus and an image processing apparatus capable of appropriately obtaining a non-contrast MR image.
  • the magnetic resonance imaging apparatus includes a sequence control unit and a data processing unit.
  • the sequence control unit collects magnetic resonance signals by executing a pulse sequence by combining a plurality of types of labeling methods for the heart.
  • the data processing unit generates a plurality of types of labeled images based on the magnetic resonance signal.
  • FIG. 1 is a schematic block diagram of an MRI apparatus according to an embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a scout plan image in an exemplary embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining a labeling method in the present embodiment.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining a labeling method in the present embodiment.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining a labeling method in the present embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining a labeling method in the present embodiment.
  • FIG. 7A is a diagram for explaining a labeled image for each labeling method in the present embodiment.
  • FIG. 7B is a diagram for explaining a labeled image for each labeling method in the present embodiment.
  • FIG. 7C is a diagram for explaining a labeled image for each labeling method in the present embodiment.
  • FIG. 7D is a diagram for explaining a labeled image for each labeling method in the present embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining the execution of the pulse sequence in the present embodiment.
  • FIG. 9 is a view for explaining image processing in the present embodiment.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining image processing in the present embodiment.
  • FIG. 11 is a diagram for explaining a display image generated in the present embodiment.
  • FIG. 12 is a view showing a volume rendering image in the present embodiment.
  • FIG. 13 is a diagram for explaining minimum value projection in the BBTI direction in the present embodiment.
  • FIG. 14 is a diagram for explaining a sub-sequence in the present embodiment.
  • FIG. 15 is a diagram for explaining a subsequence in the present embodiment.
  • FIG. 16 is a diagram for explaining a data acquisition sub-sequence and an image processing technique in the present embodiment.
  • FIG. 17 is a diagram for explaining an alternating subsequence in the present embodiment.
  • FIG. 18 is a diagram illustrating a scout image (locator image) in the present embodiment.
  • FIG. 19 is a graph showing an image analysis result in the present embodiment.
  • FIG. 20A is a schematic diagram of a suitable computer program code structure for this embodiment.
  • FIG. 20B is a schematic diagram of a suitable computer program code structure for this embodiment.
  • MRI Magnetic Resonance Imaging
  • image processing apparatus an image processing apparatus
  • the MRI apparatus 100 generates a myocardial perfusion image (myocardial perfusion image) based on a non-contrast cardiac image acquired using a combination of labeled pulses.
  • the MRI apparatus 100 displays MR images in such a way that the user can easily understand cardiac information related to the myocardium and blood perfusion, and assist in confirming the ischemic site or infarct site of the myocardium. .
  • FIG. 1 is a schematic block diagram of an MRI apparatus 100 according to the embodiment.
  • the MRI apparatus 100 includes a gantry 10 (cross-sectional view) and various components 20 connected to each other. At least the gantry 10 is usually installed in a shield room.
  • the gantry 10 includes a static magnetic field magnet 12 (B 0 ) and a gradient magnetic field coil set 14 (G x , G y , and G z ) arranged in a substantially coaxial cylindrical shape.
  • the RF coil 16 the RF coil 16.
  • the subject 9 is supported by the subject table 11, and the imaging volume 18 including the heart is arranged so as to follow the horizontal axis of these components arranged in a coaxial cylindrical shape. Is done.
  • the MRI apparatus 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 apparatus control unit 22 interfaces with the MRI sequence control unit 30.
  • the MRI sequence control unit 30 controls the gradient coil driver 32, the RF transmission unit 34, and the transmission / reception switch 36 (when the same RF coil is used for both transmission and reception).
  • a surface RF coil for example, an RF coil in an array type array
  • one or a plurality of electrodes 8 are attached to the subject, and an electrocardiogram (ECG (Electrocardiogram)) signal, a respiratory signal, a pulse wave signal, etc. are output to the MRI sequence controller 30. May be.
  • ECG Electrocardiogram
  • the MRI sequence control unit 30 uses an operator input or a device input for setting parameters of a specific pulse sequence, all of a non-contrast MRA image, a non-contrast MRV (Magnetic Resonance Venography) image, and a blood perfusion image, Alternatively, it has access to a suitable program code structure 38 for executing a pulse sequence useful for generating either.
  • a suitable program code structure 38 for executing a pulse sequence useful for generating either.
  • the component 20 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.
  • the MRI data processing unit 42 is configured to be able to access the image reconstruction program code structure 44 and the MR image storage unit 46 (for example, obtained by processing according to the embodiment and the image reconstruction program code structure 44). For storing MR image data).
  • FIG. 1 shows a generalized depiction of the program / data storage unit 50.
  • Program code structure stored in the program / data storage unit 50 for example, image acquisition, image processing, display, and operations for imaging by Time-SLIP (Spatial Labeling Inversion Pulse) method in non-contrast MRA myocardial perfusion imaging)
  • the program code structure for input, etc. is stored on a computer readable storage medium accessible to the various data processing components of the MRI apparatus 100.
  • the program / data storage 50 is divided and has the immediate need for the program code structure so stored during normal operation among the processing computers of the component 20. At least a part of them may be directly connected to various computers (that is, instead of being stored in common or directly connected to the MRI apparatus control unit 22).
  • FIG. 1 is a very highly simplified view of a typical MRI apparatus 100 with some modifications to allow implementation of the embodiments described later herein. is there.
  • the 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 physical state 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, computer control that, when read sequentially into the instruction register and executed by one or more CPUs of the MRI apparatus 100, generates a specific sequence of operating states and allows them to be migrated within the MRI apparatus 100.
  • the array is configured such that a specific structure of program code is configured.
  • the following embodiment provides an improved method for the purpose of collecting data, processing, generating and displaying MR images, and the like.
  • Time-SLIP One technique for non-contrast MRA is the Time-SLIP method.
  • a fluid that flows out or flows into an imaging region is labeled in a labeling region that is independent of the imaging region.
  • the labeling region is set, for example, upstream of the fluid path. Then, the signal value (luminance value) of the fluid that flows out to the imaging region or flows into the imaging region after a predetermined time becomes relatively high (bright) or low (dark), and the fluid is rendered.
  • a non-selective IR (Inversion Recovery) pulse and a selected IR pulse are applied substantially simultaneously after a predetermined time has elapsed from the trigger signal.
  • the non-selective IR pulse is an IR pulse applied without selecting a region, and the selected IR pulse is an IR pulse applied to the labeled region.
  • the presence / absence of application of the non-selective IR pulse and the selective IR pulse can be appropriately combined.
  • the labeling area is set in the imaging area.
  • the MRI apparatus 100 applies a non-selective IR pulse.
  • the longitudinal magnetization component of the tissue in the entire imaging region is reversed.
  • the MRI apparatus 100 applies the selected IR pulse only to the labeled area in the imaging area.
  • the longitudinal magnetization component of the tissue in the labeled region is reversed again.
  • the longitudinal magnetization component of the tissue to which only the non-selective IR pulse is applied gradually recovers.
  • a predetermined time for example, a null point
  • BBTI Black-Blood Time to Inversion
  • flow out since the labeled fluid flows out to the imaging region, it may be referred to as “flow out” or the like.
  • the labeling area is set outside the imaging area.
  • the MRI apparatus 100 applies the selected IR pulse only to the labeled area outside the imaging area.
  • the longitudinal magnetization component of the tissue in the labeling region is reversed.
  • the fluid labeled in the labeling region then flows into the imaging region, but since the tissue in the imaging region has not been applied with an IR pulse, both of them after a predetermined time (for example, a null point).
  • a predetermined time for example, a null point.
  • a significant difference occurs in the longitudinal magnetization component, and only the fluid labeled in the labeled region is visualized with a relatively low signal value. Since the labeled fluid flows into the imaging region, it may be referred to as “flow-in” or the like.
  • ⁇ Scans that acquire 2D data are used without adjusting the blood flow cycle. That is, a scan that acquires 2D data is not only limited in scope to a single slice, but also has a single transition time (single BBTI), although the blood transition time is different for each subject. ).
  • a slice is imaged by 2D Fourier transform based on data including 2D phase encoding. If a different labeling is used in different periods (ie, different breath holding periods) in a scan that acquires 2D data or a scan that acquires 3D data, it can cause misalignment. As a result, it becomes difficult to subtract an image without having a significant alignment error.
  • the scan for acquiring 3D data includes 3D phase encoding and is a relatively long process.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a scout plan image in an exemplary embodiment.
  • A represents the front
  • P represents the posterior
  • H represents the head
  • F represents the foot
  • R represents the right
  • L represents the left side.
  • an oblique oblique image can be acquired.
  • one side of the MR image corresponds to the front, head, and right side simultaneously.
  • “AHR” is indicated.
  • the other side surface in this case is represented by “PFL”, for example.
  • unselected IR pulses are applied to the entire volume 206 without selecting a region.
  • the selected IR pulse is applied to the upstream volume 202, which is a labeling region set in the upper part of the target heart tissue 200, for example.
  • 3D MRI data is acquired from the imaging volume 204.
  • multiple 3D MRI data sets are acquired during one breath-hold period. For this reason, it is possible to reduce misalignment during subsequent processing performed between MR images.
  • the MRI apparatus 100 collects a plurality of types of labeled images with reduced positional deviation by executing a pulse sequence by combining a plurality of types of labeling methods. Further, the MRI apparatus 100 generates an analysis image by performing a differential process on these, and effectively displays the generated analysis image. Specifically, first, the MRI sequence control unit 30 executes a pulse sequence by combining a plurality of types of labeling methods. As a plurality of types of labeling methods, a “non-selective IR pulse” that is a labeling pulse that is applied without selecting a region, and a “selective IR pulse” that is a labeling pulse that is applied by selecting a region. Depending on the presence or absence, four types of labeling methods are conceivable.
  • FIG. 3 to 6 are diagrams for explaining the labeling method in the present embodiment.
  • First method Labeling method in which non-selective IR pulse is applied and selective IR pulse is not applied
  • Second method Labeling method in which non-selected IR pulse and selected IR pulse are applied almost simultaneously
  • Third method non-selected
  • a fourth method a non-selected IR pulse and a labeling method that does not apply any selected IR pulse can be considered. Note that the fourth method is a method in which no labeling pulse is applied, but here it is treated as one of the labeling methods for convenience of explanation.
  • FIG. 3 shows the first method
  • FIG. 4 shows the second method
  • FIG. 5 shows the third method
  • FIG. 6 shows the fourth method.
  • the waiting time from the application of the non-selected IR pulse to the start of MR signal collection is appropriately referred to as “BBTI”.
  • the waiting time from the timing when it is assumed that the non-selected IR pulse is applied to the start of MR signal collection is referred to as BBTI.
  • FIG. 7A to 7D are diagrams for explaining a labeled image for each labeling method in the present embodiment.
  • FIG. 7A shows a labeled image generated based on the MR signal collected by the first method. In the present embodiment, this labeled image is referred to as a “type A” labeled image or the like.
  • FIG. 7B shows a labeled image generated based on the MR signal collected by the second method. In the present embodiment, this labeled image is referred to as a “type B” labeled image or the like.
  • FIG. 7C shows a labeled image generated based on the MR signal collected by the third method. In the present embodiment, this labeled image is referred to as a “type C” labeled image or the like.
  • FIG. 7D shows a labeled image generated based on the MR signal collected by the fourth method. In the present embodiment, this labeled image is referred to as a “type D” labeled image or the like.
  • FIGS. 7A to 7D are all short axis images that are simplified.
  • the drawings illustrated in FIGS. 7A to 7D include those in which the signal difference cannot be sufficiently visually recognized.
  • a short-axis image depicts a myocardium and blood that accumulates inside the myocardium.
  • FIG. 7B when a selective IR pulse is applied, blood flowing into the myocardium is depicted with a high signal value, for example, in the short-axis image.
  • FIG. 7A a short-axis image depicts a myocardium and blood that accumulates inside the myocardium.
  • FIG. 7B when a selective IR pulse is applied, blood flowing into the myocardium is depicted with a high signal value, for example, in the short-axis image.
  • the MRI sequence control unit 30 executes a combination of these multiple types of labeling methods within one breath holding period, and MR corresponding to multiple types of volume data (or multi-slice data). Collect signals within one breath-hold period. By doing so, it is possible to reduce a positional shift between a plurality of types of volume data (or between a plurality of types of multi-slice data), and as a result, a difference process between the plurality of types of labeled images can be obtained. The accuracy of the desired image can be increased.
  • the MRI sequence control unit 30 executes the combination of the first method and the second method within one breath-holding period while changing the BBTI for each breath-holding period. An example of collecting each will be described.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining the execution of the pulse sequence in the present embodiment.
  • a breath holding period 1 and a breath holding period 2 having different BBTIs are shown.
  • the breath holding period 3 and the subsequent breath holding periods are continuously performed while changing the BBTIs.
  • the notations “S1” and “S2” correspond to “slice encode 1” and “slice encode 2”.
  • the notations “S1” and “S2” correspond to “slice 1” and “slice 2”.
  • the MRI sequence control unit 30 repeats collection by the first method and collection by the second method within one breath holding period (for example, about 18 seconds), from “S1” to “S6”. All MR signals are collected. At this time, the MRI sequence control unit 30 applies a non-selective IR pulse after a predetermined time has elapsed from the trigger signal using an ECG signal (eg, R wave) of the subject as a trigger signal, and further applies a non-selected IR pulse. Thereafter, MR signals are collected after BBTI1 has elapsed. In this way, a type A labeled image corresponding to at least one slice encoding (one slice) corresponding to BBTI1 is collected.
  • ECG signal eg, R wave
  • the MRI sequence control unit 30 applies an unselected IR pulse after a predetermined time has elapsed from the trigger signal using the subject's ECG signal (for example, R wave) as a trigger signal, and at the same time, applies the unselected IR pulse.
  • ECG signal for example, R wave
  • MR signals are collected after BBTI1 has elapsed.
  • type B labeled images corresponding to BBTI1 are collected for at least one slice encoding (one slice).
  • the MRI sequence control unit 30 alternately repeats the collection of the type A labeled image and the collection of the type B labeled image in one breath-holding period. 2 and type B labeled images are collected.
  • the MRI sequence control unit 30 changes the BBTI from BBTI1 to BBTI2, and again repeats the collection by the first method and the collection by the second method within one breath holding period, To MR signals corresponding to “S6”. In this way, a type A labeled image and a type B labeled image for one volume data corresponding to BBTI2 are collected.
  • the method is not limited to the method of alternately repeating the collection by the first method and the collection by the second method. For example, first, collection by the first method may be performed from “S1” to “S6”, and then collection by the second method may be performed from “S1” to “S6”.
  • one breath holding period includes both “non-selected IR pulses only” and “both non-selected and selected IR pulses”.
  • each slice or each slice encoding is collected during the same cardiac phase, preferably during diastole.
  • the non-selective IR pulse suppresses the signal value of blood flowing into the myocardium and heart.
  • blood and myocardium recover T1 during imaging (FIG. 3, type A).
  • a selected IR pulse was also applied to the upstream site of the heart immediately after the non-selected IR pulse, the blood signal was recovered (ie, tagged) and then entered the heart and tagged Blood is imaged as bright pixels (FIG. 4, type B).
  • the time constant, BBTI controls the time that tagged blood can flow into the heart, as well as how much T1 recovers the myocardium.
  • one image is taken from the other image (using a complex-valued pixel-by-pixel subtraction process). By subtracting, blood can be separated from the myocardium.
  • the MRI data processing unit 42 generates a plurality of types of labeled images based on the MR signals collected by the MRI sequence control unit 30, and generates the generated plurality of types of labeling.
  • a desired image is obtained by performing a difference process between the images.
  • the desired image is, for example, an image for easily finding a site of ischemic myocardium or myocardial infarction.
  • the MRI data processing unit 42 performs a threshold process, a pixel value inversion process, and the like in addition to the difference process, and renders a site where blood flow is not observed at all (or only a little).
  • the MRI data processing unit 42 calculates Equation (1) for each slice using a type A labeled image and a type B labeled image having the same BBTI.
  • the left side I i indicates the pixel value at the pixel position i.
  • a i and B i are complex numbers representing pixel values at the pixel position i of the type A labeled image and the type B labeled image, respectively, and ⁇ 0 is a threshold value.
  • (1) subscript i of the left side I i of Formula is a shorthand notation for the pixel position in the image (x, y).
  • ⁇ 0 is a fixed threshold (relative to BBTI) that is adjusted based on the image for a given set of scan parameters.
  • this fixed threshold can be used for all subjects.
  • the user can also select ⁇ 0 for each BBTI. By doing so, the sensitivity to the difference between Type A and Type B can be changed according to BBTI. In this case, ⁇ 0 is no longer fixed with respect to BBTI.
  • ⁇ 0 is no longer fixed with respect to BBTI.
  • In order to prevent the non-signal part from being brightly imaged, it is multiplied by
  • the BBTI dependency requires correcting signal changes based on tissue T1 recovery.
  • An example of the function F is a sigmoid function as shown in the following equation (2).
  • g (t) is a function representing a threshold change by BBTI.
  • An example of g (t) is one that takes T1 recovery into account.
  • F (x, t) is a sigmoid function, and its value increases as a unit from 0 to 1.
  • the function F masks the range where the signal strength is very small for the following reason. 1.
  • the signal value inversion process brightens a range in which there is a very small signal difference between the type A labeled image and the type B labeled image. 2. This range also includes a range in which the signals of the Type A and Type B labeled images are both very small (eg, air) from the beginning. as well as, 3.
  • F (x, t) darkens these ranges by its smoothing threshold processing
  • T 1 is the myocardial T 1 recovery constant, which is approximately 1,000 to 1,200 ms.
  • C in the definition of g (t) in the equation is a constant (relative to BBTI) and can be determined experimentally.
  • One method is to adjust C so that g (BBTI) is equal to the average myocardial signal at the site of interest.
  • ⁇ is simply a small number (eg, 0.01) selected to avoid the possibility of being divided by zero.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining the image processing in the present embodiment.
  • the MRI data processing unit 42 performs a difference process using complex numbers between the type A labeled image and the type B labeled image.
  • the magnetization vector of the nucleus is expressed by a real component (in-phase component) and an imaginary component (orthogonal phase component) on the complex plane. For this reason, in MRI, k-space data of each of a real component and an imaginary component is collected, a real image and an imaginary image are generated by Fourier transform, and then an amplitude image and a phase image that are absolute value images are generated.
  • the MRI data processing unit 42 performs difference processing using complex numbers in order to correctly consider this phase difference.
  • this absolute value image is an image in which the signal value of the pixel at the position where blood is present is high (bright) and the signal value of the pixel at other positions is low (dark).
  • the desired image in the present embodiment is an image for easily finding the site of ischemic myocardium or myocardial infarction. That is, it is more desirable that the signal value of a pixel at a position where blood does not exist is high (brighter).
  • the MRI data processing unit 42 performs inversion processing of the signal value using threshold processing, as indicated by “( ⁇ 0 ⁇ min ( ⁇ 0 ,
  • the MRI data processing unit 42 performs threshold processing using the function F as indicated by “F (max (
  • volume data of type A, type B, and type C are collected during one breath holding period.
  • the blood signal is inverted (tagged) by 180 ° and then proceeds to the downstream heart tissue.
  • the tagged blood pixels are imaged to be darker than the background (FIG. 5, type C).
  • the myocardium is also imaged by subtracting A from C. This is because the signal from the blood is the same for A and C, while the signal from the myocardium is different between A and C.
  • threshold processing myocardial perfusion information can also be extracted from the pair of images A and C in equation (4).
  • This extraction method is a method in which a region where blood flows into the myocardium looks brighter than the background.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining image processing in the present embodiment.
  • the MRI data processing unit 42 performs a difference process using complex numbers between the type C labeled image and the type A labeled image.
  • the MRI data processing unit 42 calculates the absolute value of the image after the difference processing using complex numbers.
  • the absolute value image is an image in which the signal value of the pixel in the myocardial portion is high (bright) and the signal value of the pixel in other positions is low (dark).
  • the MRI data processing unit 42 performs threshold processing using the function F on “
  • the signal value of the pixel at the position where blood is present is high (bright), and the signal of the pixel at the other position is high.
  • the image is low (dark), the signal value of the pixel at that position is high (bright) for blood other than the myocardial portion.
  • ” is masked by “
  • each of the labeled images of type A and type B is collected during one breath holding period, and each of the labeled images of type A, type B, and type C during one breath holding period.
  • the embodiment is not limited to this.
  • the labeling method four types of labeling methods are conceivable depending on the presence or absence of the non-selected IR pulse and the selected IR pulse. Then, it is possible to arbitrarily select how many types of labeling methods are combined and which type of labeling methods are combined.
  • the MRI sequence control unit 30 executes the pulse sequence so that labeled images of a plurality of selected types (for example, 2 to 4 types) of labeling methods can be collected during one breath holding period for one BBTI. Control.
  • the MRI sequence control unit 30 may be accompanied by various setting changes such as increasing the parallel imaging PIF (Parallel Imaging Factor), reducing the number of slice encodes, and the number of slices.
  • the MRI data processing unit 42 obtains a desired image by appropriately performing a difference process between the labeled images using the labeled images collected by the MRI sequence control unit 30 as appropriate.
  • the MRI apparatus 100 uses the combination of type C and type D to perform the same calculation as the above expressions (1) to (3) to obtain a desired image.
  • the case of a combination of type A and type B since the signal value of the background signal is suppressed, even if a slight misalignment remains, it is difficult to cause a large error.
  • a large error is likely to occur even in the case of such a slight positional deviation.
  • the image processing for the type A and type B labeled images and the image processing for the type A, type B, and type C labeled images are not limited to the above-described examples.
  • a different image may be obtained as a desired image by appropriately omitting or adding a threshold process and a reversal process. What kind of image is obtained as a desired image can be arbitrarily changed. The desired image can be changed depending on the object to be observed, whether the object to be observed is drawn brightly or darkly.
  • the MRI data processing unit 42 may perform necessary image processing by appropriately combining labeled images necessary for obtaining such a desired image.
  • difference processing may be performed between absolute value images.
  • the myocardium-derived signal is subtracted, so that the myocardium is usually not drawn so brightly. For this reason, it is difficult for the user to see a place where perfusion occurs in the myocardial tissue.
  • color blending of regular (same volume) MRI images registered and mixed with Type A or Type B labeled images was performed to ensure accurate blood flow to the myocardium. Indicates the position.
  • the MRI data processing unit 42 generates and displays a display image obtained by superimposing or synthesizing the labeled image and the processed image subjected to the above-described image processing.
  • FIG. 11 is a diagram for explaining a display image generated in the present embodiment.
  • the display image shown in FIG. 11 is obtained by superimposing a processed image displayed with color pixels on a type A (or type B) labeled image displayed with black and white pixels.
  • a cyan processed image is superimposed on a type A labeled image displayed in black and white.
  • the superposition ratio (the degree of color image preparation) can be changed as appropriate. For example, the user can increase the display degree of the labeled image or the display degree of the processed image.
  • the MRI data processing unit 42 may display the labeled image with color pixels and display the processed image with black and white pixels.
  • a 4D data set can be generated by multiple slice data acquisition using a plurality of BBTI values.
  • the 4D data set shows perfusion dynamics as a function of time, using BBTI as a time-dimensional control variable.
  • 3D volume rendering makes it easy to see how blood flows through the coronary arteries into the myocardium from any viewing angle.
  • the animated display allows the user to see blood perfusion as a function of BBTI (time).
  • FIG. 12 is a diagram showing a volume rendering image in the present embodiment. A sample image of 3D volume rendering of processed slice images 700-720 on a D ventricular volume image 730 is shown.
  • the average travel time between blood entering the coronary artery and blood disappearing at the myocardium can be calculated. If the signal strength is graphed as a function of BBTI at several sampling points, the variation in average travel time over a given position can be seen.
  • FIG. 13 is a diagram for explaining the minimum value projection in the BBTI direction in the present embodiment.
  • the MRI sequence control unit 30 collects type A and type B volume data within one breath holding period while changing the BBTI for each breath holding period
  • the MRI data processing unit 42 performs image processing.
  • the processed image also becomes volume data for each BBTI, that is, a 4D data set, as shown in FIG.
  • BBTI is a waiting time from when a non-selective IR pulse is applied until MR signal acquisition is started
  • a time-series processed image group with a different BBTI flows into the myocardium and perfuses. Blood dynamics appear.
  • FIG. 13 for example, when attention is paid to the processed image group of the slice “S1”, the state of blood appearing in each processed image differs depending on the BBTI.
  • the sites of ischemic myocardium and myocardial infarction correspond to pixels in which blood has never existed in any time-series processed image group (in any time-phase processed image).
  • the MRI data processing unit 42 projects the processed image group in the BBTI direction at the minimum value for each slice. That is, the MRI data processing unit 42 determines that pixels in the time-series processed image group that have blood even once (pixels with low signal values) are pixels with low signal values, and once throughout the time series. For the pixels in which no blood exists (pixels having a high signal value in all the processed image groups), the projection image is generated assuming that the pixel has a high signal value. Then, in the image projected with the minimum value, a pixel having a high signal value is a pixel where blood has never existed even if BBTI is changed, that is, a site of ischemic myocardium and myocardial infarction. When performing minimum value projection, it is desirable that the MRI data processing unit 42 performs alignment by a known technique between processed images having different BBTIs.
  • the MRI data processing unit 42 can continuously display the processed image group for each slice described above in chronological order, thereby displaying the blood perfusion dynamics as if it were a moving image.
  • Type A and Type B images are preferably a minimal set of images acquired during one breath-hold period, in order to obtain a registered processed image that shows brightly no blood flow. It is. All three images of type A, type B, and type C are desirably acquired during one breath-hold scan, so that various alignments that brighten the blood flow range are achieved. Processed images (formula (4)) can be obtained. Desirably, all images are acquired during one breath-hold period to avoid motion-related misregistration.
  • Desirable processing includes two types of images (A and B) or three types of images (A, B, and C), or other combinations, using complex value subtraction, thresholding, and image intensity inversion processing. , And a combination of mask processes.
  • a single scan of 3D acquisition in both the first and second schemes can reduce misalignment.
  • Image processing facilitates observation of marked blood flowing into the myocardium.
  • ⁇ Positional shift of type A and type B images acquired alternately is less.
  • Type A vs. Type B and / or Type A vs. Type C image processing techniques provide a clear depiction of perfusion.
  • the structure of the perfusion image is clarified by superimposing the acquired original heart image and the processed perfusion image by color blending.
  • ⁇ 3D volume rendering of processed perfusion images also adds structural information to the perfusion images.
  • the graph shows the signal intensity vs. BBTI at all sampling locations, allowing better visualization of the average perfusion time of blood perfusion.
  • FIGS. 14 and 15 are diagrams for explaining the sub-sequence in the present embodiment.
  • 14 and 15 exemplify a sub-sequence of a labeling method (second method) in which both non-selected IR pulses and selected IR pulses are applied.
  • second method a labeling method
  • both the non-selected IR pulse and the selected IR pulse are applied during one breath holding period.
  • An instruction to stop breathing is issued to the subject in advance (eg, by a pre-agreed audible sound issued to the subject within the gantry while in the imaging position).
  • the subject's breathing state eg, physical change in chest cavity size
  • the NMR nuclei in regions other than the labeled region recover exponentially (according to its T1 value) by the static magnetic field in the positive direction of the Z axis, and at some point this The region reaches a null point.
  • the longitudinal magnetization of regions other than the labeled region ie, the heart tissue being imaged
  • the imaging subsequence is executed while there is a significant difference in magnetization between the blood present in the labeled region (during application of the selected IR pulse B) and the cardiac myocardium present in the region other than the labeled region.
  • At least one image of myocardial tissue for example, a type B image (an image in which the application of a selective IR pulse is on) and at least one image of myocardial tissue, for example, a type A image MRI data sufficient to generate (image with selected IR pulse off) is acquired.
  • An exemplary MRI data acquisition sequence includes normal bSSFP as data collection in FIG. 14, for example. Obviously, other known MRI data acquisition sequences may be employed.
  • the sub-sequence for collecting the image data of the image with the application of the selected IR pulse on and the image with the off image is preferably used during the entire image data acquisition sequence in one breath holding period. Alternatingly arranged along the time axis.
  • 3D phase encoding is adopted to acquire volume data of heart tissue.
  • the 2D acquisition sequence can be used for multi-slice data acquisition.
  • the 3D acquisition sequence can be sliced so that when the acquired data has undergone an appropriate 3D Fourier transform, the phase-encoded data sufficient to image complete volume data can be acquired in one acquisition sequence.
  • a further phase encoding can be used that is orthogonal to.
  • FIG. 16 is a diagram for explaining a data acquisition sub-sequence and an image processing technique in the present embodiment.
  • a data acquisition subsequence Followinged by a data acquisition subsequence.
  • a second mode of excitation followed by a corresponding data acquisition sub-sequence, for example to partially collect k-space data of a type B image (image with selected IR pulse applied on). This pattern is repeated as necessary to fully fill the k-space for multiple slice images of the selected volume.
  • FIG. 17 is a diagram for explaining an alternating subsequence in the present embodiment.
  • FIG. 17 shows in more detail the alternating subsequence employed during one breath-hold period for 2D or 3D data acquisition of coronary myocardial tissue.
  • FIG. 18 is a diagram illustrating a scout image (locator image) in the present embodiment.
  • a labeling region dotted line
  • a 2D / 3D imaging region solid line
  • FIG. 18 shows a first sub-sequence among sub-sequences in which the application of the selective IR pulse is on and the sub-sequence in which the application of the selective IR pulse is off. This first subsequence is also shown in this case to work with the ECG R-wave signal.
  • FIG. 19 is a graph showing an image analysis result in the present embodiment.
  • FIG. 19 shows the strength of the MRI signal for various BBTIs.
  • This graph shows, for example, a tagged blood bolus that flows into the heart artery and therefore increases towards the highest point as the bolus enters and then decreases as the blood perfuses into the myocardium. . Therefore, the average blood flow time of blood perfused into the myocardium can be calculated from the graph shown in FIG.
  • the MRI data processing unit 42 obtains heart information with high accuracy by performing analysis on the plurality of types of labeled images and processed images. For example, the MRI data processing unit 42 analyzes the signal intensity in the myocardium for the above-described time-series processed image group. Then, as shown in FIG.
  • the MRI data processing unit 42 uses, for example, the full width at half maximum (FWHM (Full Width at Maximum)) of the curve indicating the temporal change of the signal intensity as the transition time (average blood flow time) of the blood flowing into the myocardium. Ask. Further, the MRI data processing unit 42 may display a curve indicating a temporal change in signal intensity as a graph on the display unit as shown in FIG. For example, it is desirable to set a range sufficient for deriving such a temporal change as the range of BBTI.
  • FWHM Full width at half maximum
  • image analysis by the MRI data processing unit 42 is not limited to the above-described example.
  • the MRI sequence control unit 30 collects a plurality of types of labeled images by executing a series of pulse sequences. Therefore, the MRI data processing unit 42 may perform a plurality of types of image analysis in accordance with the plurality of types of labeled images obtained to obtain a plurality of types of analysis results.
  • the routine of non-contrast cardiac perfusion imaging according to the present embodiment is started from step S900 by, for example, comprehensive basic software or other MRI apparatus control software.
  • the MRI apparatus control unit 22 acquires the scout image and displays the acquired scout image together with the labeling region and the imaging region (step S902). For example, it is displayed as shown in the lower part of FIG.
  • step S904 The operator is given an opportunity to adjust the arrangement of the labeling area and the imaging area (step S904).
  • step S904 Yes the operator adjusts the position of one or both of the labeling region and the imaging region (step S906).
  • the position adjusted in this way is reflected in the scout image displayed on the display unit.
  • the MRI apparatus control unit 22 returns to the determination process in step S904.
  • step S908 the MRI apparatus control unit 22 proceeds to the process of step S908.
  • the operator is given the opportunity to adjust the preset labeling scheme and associated imaging options (step S908).
  • step S908 the MRI apparatus control unit 22 proceeds to the process of step S910.
  • the operator selects the BBTI value range of Time-SLIP in this embodiment and the type of labeling method (subsequence) to be employed, for example, via a GUI (Graphical User Interface) shown in FIG. 20A. be able to. It should be noted that control parameters of other subroutines to be described later may be similarly input at this point rather than being selected separately by the operator at the point (a plurality or singular points) during the subsequent processing.
  • step S912 the MRI sequence control unit 30 executes preset multiple data acquisition during one breath holding period. This data acquisition provides aligned multiple data acquisition for subsequent image processing, as described above.
  • the MRI data processing unit 42 calculates the labeled images using these (step S914). In addition, the MRI data processing unit 42 calculates a difference between the obtained labeled images by using a predetermined expression such as expression (1) and / or expression (4) and the like. Generate (step S916).
  • step S918 The operator is given an opportunity to select whether or not color blending of the obtained image is necessary. If necessary (step S918, Yes), the MRI data processing unit 42 determines whether (a) a normal monochrome myocardial image (eg, type A) and (b) a color value processed perfusion image that has been aligned. Blending is performed (step S920). Subsequently, the operator is given an opportunity to select whether or not 3D volume rendering of the perfusion image is necessary (step S922). If necessary (Yes in step S922), the MRI data processing unit 42 performs volume rendering of a perfusion image on 3D volume data of myocardial ventricular tissue, for example (step S924).
  • a normal monochrome myocardial image eg, type A
  • step S920 a color value processed perfusion image that has been aligned. Blending is performed (step S920).
  • step S922 the operator is given an opportunity to select whether or not 3D volume rendering of the perfusion image is necessary (step S
  • step S926 The operator is given an opportunity to make a selection as to whether blood transition time analysis is required (step S926). If necessary (step S926, Yes), the MRI data processing unit 42 calculates the blood transfer time (step S928). For example, the MRI data processing unit 42 may display a graph visualizing the signal intensity of the labeled blood versus the BBTI time as shown in FIG.
  • step S930 The operator is given an opportunity to make a selection as to whether or not a display for separating the imaged ischemic myocardium and / or myocardial infarction is necessary (step S930).
  • the MRI data processing unit 42 performs a perfusion image in the direction of the BBTI in order to obtain an image showing a “bright” region with almost no change in signal intensity over many BBTI values.
  • the minimum value projection on one surface is executed (step S932).
  • the MRI data processing unit 42 may store or display all or some of the generated images to the operator (step S934). Thereafter, the process returns to the calling system in step S936.
  • the display from the display of the scout image to the execution of the pulse sequence may be performed as a series of processes, and the subsequent image processing and image analysis may be performed as post-processing at a timing different from the data acquisition.
  • Trigger signal In the above-described embodiment, an example in which data acquisition is performed while an electrocardiogram is synchronized using an electrocardiogram signal as a trigger signal has been described. However, the embodiment is not limited thereto. Instead of the electrocardiogram signal, another biological signal such as a pulse wave signal or a respiratory signal, a clock signal of the MRI apparatus 100, or the like may be used as a trigger signal.
  • Image processing device In the above-described embodiment, the example in which the MRI apparatus 100 performs all of data acquisition, image processing, and image analysis has been described. However, the embodiment is not limited to this.
  • an image processing system including the MRI apparatus 100 and the image processing apparatus may execute the various processes described above.
  • the image processing device is, for example, a workstation, an image storage device (image server) of a PACS (Picture Archiving and Communication System), a viewer, various devices of an electronic medical record system, or the like.
  • the MRI apparatus 100 performs data acquisition by the sequence control unit 30.
  • the image processing apparatus receives MR data or k-space data acquired by the MRI apparatus 100 from the MRI apparatus 100 or from an image server via a network, or from an operator via a recording medium. It is received by being input and stored in the storage unit. Then, the image processing apparatus may perform the above-described various processing (for example, processing by the MRI data processing unit 42) for the MR data and k-space data stored in the storage unit.
  • the IR pulse is described as an example of the labeling pulse, but the embodiment is not limited to this.
  • Other pulses such as a SAT (saturation) pulse, a SPAMM (Spatial Modulation Of Magnetization) pulse, and a Dante pulse may be used as the labeling pulse.
  • Target part In the embodiment described above, an example has been described in which a heart is assumed as a target site and a blood vessel image in which blood flowing into the myocardium is depicted is generated. However, the embodiment is not limited thereto.
  • the target part may be another part such as a liver or a kidney.
  • the target to be labeled is not limited to blood, but may be cerebrospinal fluid (CSF (Cerebrospinal Fluid)), pancreatic fluid, lymph fluid, or the like.
  • CSF cerebrospinal Fluid
  • the MRI sequence control unit 30 selects a plurality of types of labeling methods in a series of pulse sequences that are continuously executed without waiting time (for example, no operation input by the user) regardless of whether the breath is held.
  • a plurality of types of labeled images may be obtained by executing in combination.

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Abstract

　実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（１００）は、シーケンス制御部（３０）と、データ処理部（４２）とを備える。シーケンス制御部（３０）は、心臓を対象として、複数種類の標識化方式を組み合わせてパルスシーケンスを実行し、磁気共鳴信号を収集する。データ処理部（４２）は、磁気共鳴信号に基づいて、複数種類の標識化画像を生成する。

Description

磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置
　本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置に関する。
　磁気共鳴イメージングは、静磁場に置かれた被検体の原子核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、この励起に伴い発生する磁気共鳴（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管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２０１１／００７１３８２号明細書 米国特許出願公開第２０１１／００８０１７０号明細書
　本発明が解決しようとする課題は、非造影のＭＲ画像を適切に得ることができる磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置を提供することである。
　実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、シーケンス制御部と、データ処理部とを備える。シーケンス制御部は、心臓を対象として、複数種類の標識化方式を組み合わせてパルスシーケンスを実行し、磁気共鳴信号を収集する。データ処理部は、磁気共鳴信号に基づいて、複数種類の標識化画像を生成する。
図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置の概略ブロック図。 図２は、例示的な実施形態におけるスカウト計画画像を示す図。 図３は、本実施形態における標識化方式を説明するための図。 図４は、本実施形態における標識化方式を説明するための図。 図５は、本実施形態における標識化方式を説明するための図。 図６は、本実施形態における標識化方式を説明するための図。 図７Ａは、本実施形態における標識化方式毎の標識化画像を説明するための図。 図７Ｂは、本実施形態における標識化方式毎の標識化画像を説明するための図。 図７Ｃは、本実施形態における標識化方式毎の標識化画像を説明するための図。 図７Ｄは、本実施形態における標識化方式毎の標識化画像を説明するための図。 図８は、本実施形態におけるパルスシーケンスの実行を説明するための図。 図９は、本実施形態における画像処理を説明するための図。 図１０は、本実施形態における画像処理を説明するための図。 図１１は、本実施形態において生成された表示画像を説明するための図。 図１２は、本実施形態におけるボリュームレンダリング画像を示す図。 図１３は、本実施形態におけるＢＢＴＩ方向の最小値投影を説明するための図。 図１４は、本実施形態におけるサブシーケンスを説明するための図。 図１５は、本実施形態におけるサブシーケンスを説明するための図。 図１６は、本実施形態におけるデータ取得サブシーケンス及び画像処理技術を説明するための図。 図１７は、本実施形態における交互式のサブシーケンスを説明するための図。 図１８は、本実施形態におけるスカウト画像（ロケータ画像）を例示する図。 図１９は、本実施形態における画像解析結果を示すグラフ。 図２０Ａは、本実施形態のための適切なコンピュータプログラムコード構造の概略図。 図２０Ｂは、本実施形態のための適切なコンピュータプログラムコード構造の概略図。
　以下、図面を参照しながら、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（以下、適宜、ＭＲＩ（Magnetic　Resonance　Imaging）装置）及び画像処理装置を説明する。なお、実施形態は、以下の実施形態に限られるものではない。
　以下の例示的な実施形態においては、ＡＳＬ（Arterial　Spin　Labeling）法による心筋パフュージョンイメージング（ＭＰＩ（Myocardial　Perfusion　Imaging））を例に挙げて説明する。即ち、例示的な実施形態において、ＭＲＩ装置１００は、標識化パルスの組み合わせを用いて取得された非造影の心臓画像に基づいて、心筋パフュージョン画像（心筋灌流画像）を生成する。また、ＭＲＩ装置１００は、ユーザが、心筋及び血液灌流に関する心臓情報を容易に理解することができ、心筋の虚血部位や梗塞部位の確認の助けとなるような方法で、ＭＲ画像を表示する。
　図１は、実施形態に係るＭＲＩ装置１００の概略ブロック図である。図１に示すように、ＭＲＩ装置１００は、架台部１０（断面図）と、相互に接続される様々な構成要素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。また、図１に示すように、架台部１０は、概ね同軸円筒状に配置された、静磁場磁石１２（Ｂ0）と、傾斜磁場コイルセット１４（Ｇｘ、Ｇｙ、及びＧｚ）と、ＲＦコイル１６とを含む。また、図１に示すように、被検体９は、被検体テーブル１１によって支持され、心臓を含む撮像ボリューム１８は、同軸円筒状に配置されたこれらの構成要素の水平軸線に沿うように、配置される。
　ＭＲＩ装置制御部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。自明であるが、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装置制御部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、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。特定の部位を撮像する目的で、表面ＲＦコイル（例えば、アレイ型配列のＲＦコイル）を更に用いてもよい。当業者には自明であるが、１つ又は複数の電極８を被検体に装着し、心電（ＥＣＧ（Electrocardiogram））信号や、呼吸信号、脈波信号等をＭＲＩシーケンス制御部３０に出力してもよい。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装置入力を用いて、非造影ＭＲＡ画像、非造影ＭＲＶ（Magnetic　Resonance　Venography）画像、及び血液灌流画像の全て、若しくは、いずれか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。
　構成要素２０は、表示部２４に出力する処理済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は、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される（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ＭＲ画像データを格納するために）。
　また、図１は、プログラム／データ格納部５０を一般化した描写を示す。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、非造影ＭＲＡ心筋パフュージョンイメージングにおけるＴｉｍｅ－ＳＬＩＰ（Spatial　Labeling　Inversion　Pulse）法による画像取得、画像処理、及び表示や、イメージングのための操作入力等のためのプログラムコード構造）は、ＭＲＩ装置１００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／データ格納部５０を分割し、構成要素２０の処理コンピュータのうちで、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様々なコンピュータに、少なくともその一部を直結してもよい（即ち、共通に格納したり、ＭＲＩ装置制御部２２に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装置１００の非常に高度に簡素化した図である。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「ステートマシン」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装置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を発生させ、それらをＭＲＩ装置１００内で移行されるようにす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ように、上記アレイは構成される。
　下記の実施形態は、データの収集、処理、ＭＲ画像の生成、表示等を行うことを目的として改良された方法を提供する。
　非造影ＭＲＡの技術の１つにＴｉｍｅ－ＳＬＩＰ法がある。Ｔｉｍｅ－ＳＬＩＰ法では、撮像領域に流出若しくは撮像領域に流入する流体を、この撮像領域とは独立した標識化領域内で標識化する。標識化領域は、例えば流体経路の上流に設定される。すると、所定時間後に撮像領域に流出、若しくは撮像領域に流入する流体の信号値（輝度値）は相対的に高く（明るく）、若しくは低く（暗く）なり、流体が描出される。
　Ｔｉｍｅ－ＳＬＩＰ法では、トリガ信号から所定の時間経過後に、非選択ＩＲ（Inversion　Recovery）パルス及び選択ＩＲパルスが略同時に印加される。非選択ＩＲパルスは、領域を選択することなく印加されるＩＲパルスであり、選択ＩＲパルスは、標識化領域に印加されるＩＲパルスである。なお、非選択ＩＲパルス及び選択ＩＲパルスの印加の有無は、適宜組み合わせることができる。
　典型的な例を説明する。例えば、標識化領域が撮像領域内に設定された場合を想定する。まず、ＭＲＩ装置１００は、非選択ＩＲパルスを印加する。すると、撮像領域全体の組織の縦磁化成分は反転する。続いて、ＭＲＩ装置１００は、撮像領域内の標識化領域にのみ選択ＩＲパルスを印加する。すると、標識化領域内の組織の縦磁化成分は再び反転する。非選択ＩＲパルスのみを印加された組織の縦磁化成分は、徐々に回復する。この結果、所定時間後（例えば、ヌルポイント）には、標識化領域内で標識化された組織とそれ以外の組織との縦磁化成分に有意な差が生じ、標識化領域内で標識化された流体のみが、相対的に高い信号値で可視化される。なお、この所定時間のことを、ＢＢＴＩ（Black-Blood　Time　to　Inversion）等と称する場合がある。また、標識化された流体は撮像領域に流出するので、「フローアウト」等と称される場合がある。
　一方、例えば、標識化領域が撮像領域外に設定された場合を想定する。ＭＲＩ装置１００は、撮像領域外の標識化領域にのみ選択ＩＲパルスを印加する。すると、標識化領域内の組織の縦磁化成分は反転する。標識化領域内で標識化された流体は、その後撮像領域内に流入するが、撮像領域内の組織はＩＲパルスの印加を受けていないため、所定時間後（例えば、ヌルポイント）には両者の縦磁化成分に有意な差が生じ、標識化領域内で標識化された流体のみが、相対的に低い信号値で可視化される。なお、標識化された流体は撮像領域に流入するので、「フローイン」等と称される場合がある。
　なお、標識化領域の位置や、ＩＲパルスの組み合わせ、名称等は、いずれも適宜、変更することが可能である。
　しかしながら、Ｔｉｍｅ－ＳＬＩＰ法を用いた場合、以下のような不都合が生じる。
●２Ｄデータを取得するスキャンは、血流周期を調整することなく用いられている。即ち、２Ｄデータを取得するスキャンは、その観察範囲が単一のスライスに限定されるだけでなく、血液移行時間は各被検体によって異なるにもかかわらず、単一の移行時間（単一のＢＢＴＩ）に限定されていた。なお、２Ｄデータを取得するスキャンでは、２Ｄ位相エンコードを含むデータに基づき、２Ｄフーリエ変換によって、スライスが画像化される。
●２Ｄデータを取得するスキャン又は３Ｄデータを取得するスキャンにおいて、別々の期間（即ち、別々の息止め期間）で異なる標識化が用いられた場合、それが位置ずれの原因となり得る。結果、重大な位置合わせ誤差を持つことなしに画像を減算することが困難となる。なお、３Ｄデータを取得するスキャンは、３Ｄ位相エンコードを包み、比較的長い処理となる。
　図２は、例示的な実施形態におけるスカウト計画画像を示す図である。図２において、Ａは前部（anterior）を表し、Ｐは後部（posterior）を表し、Ｈは頭部（head）を表し、Ｆは足部（foot）を表し、Ｒは右側（right）を表し、Ｌは左側（left）を表す。ＭＲＩでは、斜めのオブリーク（oblique）画像を取得することができる。例えば、ＭＲ画像の一方の側面は、前部、頭部、及び右側に、同時に対応する。この場合、例えば、「ＡＨＲ」と表される。また、この場合の他方の側面は、例えば、「ＰＦＬ」と表される。
　図２に示すように、例示的な実施形態において、非選択ＩＲパルスは、領域を選択することなく、ボリューム全体２０６に印加される。一方、選択ＩＲパルスは、例えば、対象の心臓組織２００の上部に設定された標識化領域である、上流のボリューム２０２に印加される。３ＤのＭＲＩデータは、撮像ボリューム２０４から取得される。
　なお、以下に詳述するが、例示的な実施形態において、多重３Ｄ　ＭＲＩデータセットは、１つの息止め期間中に取得される。このため、ＭＲ画像間で行われる後段の処理中の位置ずれを減らすことができる。
　さて、本実施形態において、ＭＲＩ装置１００は、複数種類の標識化方式を組み合わせてパルスシーケンスを実行することで、位置ずれが低減された、複数種類の標識化画像を収集する。また、ＭＲＩ装置１００は、これらを相互に差分処理する等して解析画像を生成し、生成した解析画像を効果的に表示する。具体的には、まず、ＭＲＩシーケンス制御部３０が、複数種類の標識化方式を組み合わせてパルスシーケンスを実行する。複数種類の標識化方式としては、領域を選択せずに印加される標識化パルスである「非選択ＩＲパルス」、及び、領域を選択して印加される標識化パルスである「選択ＩＲパルス」の有無に応じて、４タイプの標識化方式が考えられる。
　図３～６は、本実施形態における標識化方式を説明するための図である。複数種類の標識化方式には、
第１方式：非選択ＩＲパルスを印加し、選択ＩＲパルスを印加しない標識化方式
第２方式：非選択ＩＲパルスと、選択ＩＲパルスとを、概ね同時に印加する標識化方式
第３方式：非選択ＩＲパルスを印加せず、選択ＩＲパルスを印加する標識化方式
第４方式：非選択ＩＲパルス、及び、選択ＩＲパルスのいずれも印加しない標識化方式
の４タイプの標識化方式が考えられる。なお、第４方式は、標識化パルスを印加しない方式であるが、ここでは、説明の便宜上、標識化方式の１つとして取り扱う。
　図３は、第１方式を示し、図４は、第２方式を示し、図５は、第３方式を示し、図６は、第４方式を示す。なお、本実施形態においては、非選択ＩＲパルスの印加からＭＲ信号の収集を開始するまでの待機時間のことを、適宜、「ＢＢＴＩ」と称する。また、非選択ＩＲパルスを印加しない標識化方式においても、説明の便宜上、非選択ＩＲパルスが印加されると仮定した場合のタイミングからＭＲ信号の収集を開始するまでの待機時間を、ＢＢＴＩと称する。
　図７Ａ～７Ｄは、本実施形態における標識化方式毎の標識化画像を説明するための図である。図７Ａは、第１方式により収集されたＭＲ信号に基づいて生成された標識化画像を示す。本実施形態においては、この標識化画像のことを「タイプＡ」の標識化画像等と称する。図７Ｂは、第２方式により収集されたＭＲ信号に基づいて生成された標識化画像を示す。本実施形態においては、この標識化画像のことを「タイプＢ」の標識化画像等と称する。図７Ｃは、第３方式により収集されたＭＲ信号に基づいて生成された標識化画像を示す。本実施形態においては、この標識化画像のことを「タイプＣ」の標識化画像等と称する。図７Ｄは、第４方式により収集されたＭＲ信号に基づいて生成された標識化画像を示す。本実施形態においては、この標識化画像のことを「タイプＤ」の標識化画像等と称する。
　図７Ａ～７Ｄに示される標識化画像は、いずれも簡略化された短軸像である。なお、心筋の信号値と血液の信号値との信号差が小さい場合、図７Ａ～７Ｄに例示する図面においてはその信号差を十分に視認することができないものも含まれるが、いずれの図面にも、後述する表１に整理される相対的な信号値の関係が存在している。例えば、図７Ａに示すように、短軸像には、心筋（myocardium）と、心筋の内側に貯まる血液（blood）とが描出される。また、図７Ｂに示すように、選択ＩＲパルスが印加された場合、短軸像には、心筋に流入する血液が、例えば、高い信号値で描出される。また、図７Ｃに示すように、非選択ＩＲパルスが印加されずに選択ＩＲパルスが印加された場合、短軸像には、心筋に流入する血液が、例えば、低い信号値で描出される。もっとも、心筋の信号値に比較して血液の信号値の寄与が僅かであるため、図７Ｃの例示においては、心筋内に流入する血液を視認することがやや難しくなっている。標識化画像に現れる信号の信号値と、標識化方式との原理的な関係は、以下の表１で整理される。「－」は、相対的に信号値が低いこと、「＋」は、相対的に信号値が高いことを示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　また、本実施形態において、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、１つの息止め期間内において、これら複数種類の標識化方式を組み合わせて実行し、複数種類のボリュームデータ（又はマルチスライスデータ）に対応するＭＲ信号を、１つの息止め期間内で集めきる。こうすることで、複数種類のボリュームデータ間（又は複数種類のマルチスライスデータ間）での位置ずれを低減することができ、結果として、これら複数種類の標識化画像間の差分処理等から得られる所望の画像の精度を高めることができる。
　以下では、ＭＲＩシーケンス制御部３０が、ＢＢＴＩを息止め期間毎に変えながら、１つの息止め期間内において、第１方式及び第２方式を組み合わせて実行し、タイプＡ及びタイプＢの標識化画像それぞれを収集する例を説明する。
　図８は、本実施形態におけるパルスシーケンスの実行を説明するための図である。図８においては、説明の便宜上、ＢＢＴＩが異なる息止め期間１と息止め期間２とを示すが、典型的には、ＢＢＴＩを変えながら、息止め期間３以降も継続して行われる。また、図８に示すパルスシーケンスにおいて３Ｄのボリュームデータが収集される場合、「Ｓ１」や「Ｓ２」の表記は「スライスエンコード１」「スライスエンコード２」に対応する。一方で、図８に示すパルスシーケンスにおいて２Ｄのマルチスライスデータが収集される場合、「Ｓ１」や「Ｓ２」の表記は「スライス１」「スライス２」に対応する。
　例えば、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、１つの息止め期間（例えば、１８秒程度）内に、第１方式による収集と第２方式による収集とを交互に繰り返しながら、「Ｓ１」から「Ｓ６」までのＭＲ信号を集めきる。このとき、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、被検体のＥＣＧ信号（例えば、Ｒ波）をトリガ信号として、トリガ信号から所定の時間経過後に非選択ＩＲパルスを印加し、更に、非選択ＩＲパルスを印加後、ＢＢＴＩ１経過後にＭＲ信号を収集する。こうして、ＢＢＴＩ１に対応する、少なくとも１スライスエンコード分（１スライス分）のタイプＡの標識化画像が収集される。
　続いて、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、被検体のＥＣＧ信号（例えば、Ｒ波）をトリガ信号として、トリガ信号から所定の時間経過後に非選択ＩＲパルスを印加するとともに、略同時に非選択ＩＲパルスを印加し、更に、ＢＢＴＩ１経過後にＭＲ信号を収集する。こうして、ＢＢＴＩ１に対応する、少なくとも１スライスエンコード分（１スライス分）のタイプＢの標識化画像が収集される。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、このように、タイプＡの標識化画像の収集と、タイプＢの標識化画像の収集とを交互に繰り返し、１つの息止め期間内に、１ボリュームデータ分のタイプＡの標識化画像及びタイプＢの標識化画像を収集する。
　また、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ＢＢＴＩを、ＢＢＴＩ１からＢＢＴＩ２に変更して、再び、１つの息止め期間内に、第１方式による収集と第２方式による収集とを交互に繰り返しながら、「Ｓ１」から「Ｓ６」までに対応するＭＲ信号を集めきる。こうして、ＢＢＴＩ２に対応する、１ボリュームデータ分のタイプＡの標識化画像及びタイプＢの標識化画像が収集される。
　なお、息止め期間の秒数やスライスエンコード数、スライス数等は、任意に変更することができる。また、第１方式による収集と第２方式による収集とを交互に繰り返す手法に限られるものではない。例えば、まず、第１方式による収集を「Ｓ１」から「Ｓ６」まで行った後に、第２方式による収集を「Ｓ１」から「Ｓ６」まで行ってもよい。
　上述してきたように、図８の例によれば、１つの息止め期間は、「非選択ＩＲパルスのみ」並びに「非選択及び選択の両方のＩＲパルス」の両方を含む。ここで、各スライス又は各スライスエンコード（イメージング又は読み出し）は、同じ心位相、望ましくは、心拡張期に収集される。異なるＢＢＴＩを用いてこの処理の反復を実行することによって、印が付けられた（例えば、「タグ付けされた」）血液が心筋の中に移動する時間的経過を観察することができる。
　印が付けられた（タグ付けされた）部位から対象の心筋部位までの血液移動時間の周期を理解するために、息止め期間内の同じ心位相で収集される異なる複数のＢＢＴＩを使って、又はｂＳＳＦＰ（balanced　Steady－State　Free　Precession）（又は、ＦＦＥ（Fast　Field　Echo））でセグメント化された動画による１つの２Ｄ　Ｔｉｍｅ－ＳＬＩＰ収集を使って、一連の２Ｄ収集を実行し、印が付けられた血液灌流のタイミング（血液供給が心筋に到達するときを意味する）の大まかな推定を提供することができる。
　非選択ＩＲパルスは、心筋並びに心臓に流入する血液の信号値を抑制する。このパルスが単独で使われる場合、血液及び心筋は、イメージング中にＴ１回復する（図３、タイプＡ）。選択ＩＲパルスがまた、非選択ＩＲパルスの直後に心臓の上流部位に印加された場合、血液信号は、回復された（即ち、タグ付けされた）後、心臓に流入して、タグ付けされた血液は、明るい画素として画像化される（図４、タイプＢ）。時定数、ＢＢＴＩは、タグ付けされた血液が心臓に流入できるようになる時間、並びに、心筋がどれくらいＴ１回復するかを制御する。位置合わせの誤差を最小にするために、１つの息止め期間中にこれら２セットの画像を取得することによって、（複素数値による画素毎の減算処理を用いて）一方の画像を他方の画像から減算することによって、血液を心筋から切り離すことができる。
　この点について説明すると、本実施形態において、ＭＲＩデータ処理部４２は、ＭＲＩシーケンス制御部３０によって収集されたＭＲ信号に基づいて、複数種類の標識化画像を生成し、生成した複数種類の標識化画像間で差分処理を行う等して、所望の画像を得る。ここで、本実施形態において、所望の画像とは、例えば、虚血性心筋又は心筋梗塞の部位を容易に見つけるための画像である。虚血性心筋又は心筋梗塞の部位は、通常の心筋と比較して血流が全く（又は少ししか）観察されない。そこで、本実施形態において、ＭＲＩデータ処理部４２は、差分処理の他、閾値処理や画素値の反転処理等を行い、血流が全く（又は少ししか）観察されない部位を描出する。
　以下では、ＭＲＩシーケンス制御部３０によって、タイプＡ及びタイプＢの標識化画像それぞれが収集されたことを前提に、ＭＲＩデータ処理部４２によって所望の画像が生成されるまでの処理を説明する。
　まず、ＭＲＩデータ処理部４２は、ＢＢＴＩが同一のタイプＡの標識化画像とタイプＢの標識化画像とを用いて、スライス毎に、（１）式の計算を行う。左辺Ｉiは、画素位置ｉの画素値を示す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 　Ａi及びＢiは、それぞれタイプＡの標識化画像及びタイプＢの標識化画像の画素位置ｉの画素値を表す複素数であり、θ0は、閾値である。（１）式の左辺Ｉiの下付き文字iは、画像内の画素位置（ｘ，ｙ）のための簡単な表記法である。θ0は、固定閾値（ＢＢＴＩに対して）であり、所与のスキャンパラメータセットに対して画像に基づいて調節されるものである。この固定閾値は、一旦決定されると、全ての被検体に対して使用することができる。しかし、ユーザが、ＢＢＴＩ毎にθ0を選択することも可能である。そうすることで、ＢＢＴＩに応じてタイプＡとタイプＢとの間の差異に対する感度を変えることができる。この場合、θ0は、もはやＢＢＴＩに対して固定ではない。非信号部位が明るく画像化されないようにするために、｜Ａi｜、｜Ｂi｜、及びＢＢＴＩの連続閾値関数である関数Ｆを乗じる。ＢＢＴＩの依存性は、組織のＴ１回復に基づいて信号変化を補正することが必要である。関数Ｆの一例は、以下（２）式のようなシグモイド関数である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 ｇ（ｔ）は、ＢＢＴＩによる閾値変化を表す関数である。ｇ（ｔ）の一例は、Ｔ１回復を考慮に入れるものである。Ｆ（ｘ，ｔ）は、シグモイド関数であり、その値は、０から１まで一体となって増加する。ｔは、値が０．５になる場所を決定する。より正確には、ｘ＝ｇ（ｔ）のとき、Ｆ（ｘ，ｔ）は、０．５になる。この意味で、ｇ（ｔ）は、閾値であり、ｔにより変化する。関数Ｆは、信号強度が非常に小さい範囲をマスク処理するが、それは、以下の理由からである。
１．信号値の反転処理は、タイプＡの標識化画像とタイプＢの標識化画像との間に非常に小さな信号差がある範囲を明るくする。
２．この範囲はまた、タイプＡの標識化画像及びタイプＢの標識化画像の信号が、両方とも最初から非常に小さい（例えば、空気）範囲も含む。及び、
３．Ｆ（ｘ，ｔ）は、これらの範囲をその平滑閾値処理により暗くする。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 Ｃ及びεは、調節されるパラメータである。Ｔ１は、心筋のＴ１回復定数であり、およそ１，０００～１，２００ｍｓである。（３）式のｇ（ｔ）の定義のＣは、定数（ＢＢＴＩに対して）であり、実験的に決定できる。１つの方法は、ｇ（ＢＢＴＩ）を対象部位の平均的心筋信号と等しくなるようにＣを調節することである。εは、ゼロで除算される可能性を避けるように選択された単なる小さい数字（例えば、０．０１）である。
　上述した画像処理について改めて説明する。図９は、本実施形態における画像処理を説明するための図である。（１）式において「Ａi－Ｂi」で示されるように、ＭＲＩデータ処理部４２は、タイプＡの標識化画像とタイプＢの標識化画像との間で複素数による差分処理を行う。ここで、本実施形態において複素数による差分処理を行う理由を説明する。原子核の磁化ベクトルは、複素平面上の実数成分（同位相成分）及び虚数成分（直交位相成分）で表現される。このため、ＭＲＩにおいては、実数成分及び虚数成分それぞれのｋ空間データが収集され、フーリエ変換によって実数画像及び虚数画像が生成され、その後、絶対値画像である振幅画像や位相画像が生成される。
　ところで、上述したように、例えば、タイプＡの標識化画像とタイプＢの標識化画像との間には、非選択ＩＲパルスが印加されたか否かという違いがある。この違いは、縦磁化成分の差として現れるが、励起パルス印加後のｘｙ平面上では、横磁化成分の位相の差として現れる。例えば、上向きの磁化ベクトルがｘｙ平面に倒れた場合と下向きの磁化ベクトルがｘｙ平面に倒れた場合とでは、その位相が異なるからである。そこで、本実施形態においては、この位相差を正しく考慮すべく、ＭＲＩデータ処理部４２は、複素数による差分処理を行う。
　次に、ＭＲＩデータ処理部４２は、「｜Ａi－Ｂi｜」で示されるように、複素数による差分処理後の画像の絶対値を計算する。この絶対値画像は、図９の（Ａ）に示すように、血液が存在する位置の画素の信号値が高く（明るく）、それ以外の位置の画素の信号値が低い（暗い）画像になる。もっとも、上述したように、本実施形態における所望の画像とは、虚血性心筋又は心筋梗塞の部位を容易に見つけるための画像である。即ち、血液が「存在しない」位置の画素の信号値が高く（明るく）なることが、より望ましい。
　そこで、ＭＲＩデータ処理部４２は、「（θ0－min（θ0，｜Ａi－Ｂi｜））」で示されるように、閾値処理を用いた信号値の反転処理を行う。即ち、ＭＲＩデータ処理部４２は、｜Ａi－Ｂi｜の画像の信号値と閾値θ0とを比較して、閾値θ0より大きい信号値を持つ画素の信号値を全て「θ0」にし、「θ0」との差分処理によって信号値を全て「０」にする。この結果、図９の（Ｂ）に示すように、図９の（Ａ）の画像と輝度の関係が反転した画像が得られる。この図９の（Ｂ）の画像では、タイプＡの標識化画像とタイプＢの標識化画像とで信号値の差が小さかった画素、即ち、血液が存在しない画素について、画素の信号値が高く（明るく）なる。
　もっとも、図９の（Ｂ）の画像においては、心筋以外の部分、例えば、空気の部分まで画素の信号値が高く（明るく）なってしまう。そこで、ＭＲＩデータ処理部４２は、「Ｆ（ｍａｘ（｜Ａi｜，｜Ｂi｜），ＴBBTI）」で示されるように、関数Ｆを用いた閾値処理を行う。具体的には、ＭＲＩデータ処理部４２は、「Ａi」及び「Ｂi」のうち信号値の高い方がある閾値を超えていれば、画素の信号値を高く（明るく）し、それ以外の画素については、画素の信号値を低く（暗く）する。この結果、図９の（Ｃ）のように、心筋の部分は明るく、空気の部分は暗い画像が得られる。また、心筋の部分のうち、血液が到達していない部分が明るく、到達している部分は暗い画像が得られる。
　これまで、タイプＡ及びタイプＢの標識化画像それぞれが収集されたことを前提に、所望の画像が生成されるまでの処理を説明した。しかしながら、実施形態はこれに限られるものではない。その他の組み合わせの標識化画像が収集された場合には、その組み合わせに応じた画像処理が適宜行われることで、所望の画像が生成される。
　そこで、以下では、もう１つの例として、１つの息止め期間中に、タイプＡ、タイプＢ、及びタイプＣのボリュームデータそれぞれが収集される場合を想定する。
　選択ＩＲパルスだけが、心臓に対して上流の部位に印加された場合、血液信号は、１８０°反転（タグ付け）された後、下流の心臓組織へ進む。タグ付けされた血液の画素は、背景に比べて暗くなるように画像化される（図５、タイプＣ）。位置合わせ誤差を最小にするために、１つの息止め期間中にこれら３セットの画像タイプ（Ａ、Ｂ、及びＣ）を取得することによって、心筋もまた、ＣからＡを減算することによって画像化できるが、それは、血液からの信号が、ＡとＣとで同一である一方、心筋からの信号は、ＡとＣとの間で異なるからである。閾値処理を適用することによって、心筋の灌流情報もまた、（４）式のＡとＣの画像の対から抽出できる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
 この抽出方法は、心筋に血液が流入する部位が、背景に比べて明るく見えるような方法である。
　上述した画像処理について改めて説明する。図１０は、本実施形態における画像処理を説明するための図である。（４）式において「Ｃi－Ａi」で示されるように、ＭＲＩデータ処理部４２は、タイプＣの標識化画像とタイプＡの標識化画像との間で複素数による差分処理を行う。次に、ＭＲＩデータ処理部４２は、「｜Ｃi－Ａi｜」で示されるように、複素数による差分処理後の画像の絶対値を計算する。この絶対値画像は、図１０の（Ａ）に示すように、心筋部分の画素の信号値が高く（明るく）、それ以外の位置の画素の信号値が低い（暗い）画像になる。
　続いて、ＭＲＩデータ処理部４２は、「｜Ａi－Ｂi｜」に対して、関数Ｆを用いた閾値処理を行う。「｜Ａi－Ｂi｜」の絶対値画像では、図９の（Ａ）に示すように、血液が存在する位置の画素の信号値が高く（明るく）、それ以外の位置の画素の信号値が低い（暗い）画像になるが、心筋部分以外の血液についても、その位置の画素の信号値が高く（明るく）なっていた。この点、「｜Ａi－Ｂi｜」を「｜Ｃi－Ａi｜」によってマスク処理すると、図１０の（Ｂ）に示すように、心筋内の血液の画素のみが信号値が高くなる（明るくなる）画像が生成される。
　なお、これまで、１つの息止め期間中にタイプＡ及びタイプＢの標識化画像それぞれが収集される例や、１つの息止め期間中にタイプＡ、タイプＢ、及びタイプＣの標識化画像それぞれが収集される例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。表１を用いて説明したように、標識化方式としては、非選択ＩＲパルス及び選択ＩＲパルスの有無に応じて、４タイプの標識化方式が考えられる。そして、そのうちのいくつのタイプの標識化方式を組み合わせるか、また、どのタイプの標識化方式を組み合わせるかは、任意に選択することができる。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、選択した複数種類（例えば、２～４種類）の標識化方式の標識化画像を、１つのＢＢＴＩについて１つの息止め期間中に収集しきるように、パルスシーケンスの実行を制御する。また、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、パラレルイメージングのＰＩＦ（Parallel　Imaging　Factor）を上げたり、スライスエンコード数、スライス数を少なくする等、各種設定変更を伴ってもよい。また、ＭＲＩデータ処理部４２は、ＭＲＩシーケンス制御部３０によって収集された標識化画像を用いて、適宜、標識化画像間の差分処理を行う等して、所望の画像を得る。
　例えば、ＭＲＩ装置１００は、タイプＡとタイプＢとの組み合わせの替わりに、タイプＣとタイプＤとの組み合わせを用いて上記（１）式～（３）式と同じ計算を行って、所望の画像を得てもよい。もっとも、タイプＡとタイプＢとの組み合わせの場合には、背景の信号の信号値が抑制されているので、仮にわずかな位置ずれが残っていたとしても大きなエラーとはなり難い。一方、タイプＣとタイプＤとの組み合わせの場合には、このようなわずかな位置ずれの場合にも大きなエラーが発生し易い。
　また、タイプＡ及びタイプＢの標識化画像に対する画像処理や、タイプＡ、タイプＢ、及びタイプＣの標識化画像に対する画像処理は、上述した例に限られるものではない。上述した処理のうち、閾値処理や反転処理を適宜省略あるいは追加する等して、所望の画像として異なる画像を得てもよい。所望の画像としてどのような画像を得るかは任意に変更することができる。観察したい対象や、観察したい対象を明るく描出するか、暗く描出するか等に応じて、所望の画像は変更し得る。ＭＲＩデータ処理部４２は、そのような所望の画像を得るために必要な標識化画像を適宜組み合わせ、必要な画像処理を行えばよい。また、上述した実施形態においては、例えば標識化画像間で差分処理を行う際に、複素数によって差分処理を行う手法を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、絶対値画像間で差分処理を行ってもよい。
　ところで、（１）式によって生成された画像では、心筋由来の信号が減算されるので、通常、心筋はそれほど明るく描出されない。このため、ユーザは、心筋組織に対して灌流が発生する場所を見るのが困難になっている。この状況を改善するために、タイプＡ又はタイプＢの標識化画像と位置合わせし混合した（同一ボリュームの）通常のＭＲＩ画像のカラーブレンディング（調合）を実行して、心筋に対する血流の正確な位置を示す。即ち、本実施形態において、ＭＲＩデータ処理部４２は、標識化画像と、上述した画像処理が施された処理済画像とを、重畳若しくは合成した表示画像を生成し、表示する。図１１は、本実施形態において生成された表示画像を説明するための図である。図１１に示す表示画像は、白黒の画素で表示されるタイプＡ（若しくはタイプＢ）の標識化画像に、カラーの画素で表示される処理済画像を重畳したものである。図１１では説明の便宜上表現されていないが、例えば、白黒で表示されるタイプＡの標識化画像に対して、シアン色の処理済画像が重畳されている。重畳の比率（カラー画像の調合の度合い）は、適宜変更することができる。例えば、ユーザは、標識化画像の表示度合いを高めたり、処理済画像の表示度合いを高めることができる。また、ＭＲＩデータ処理部４２は、標識化画像をカラーの画素で表示し、処理済画像を白黒の画素で表示してもよい。
　さて、上述したように、本実施形態においては、複数のＢＢＴＩ値による多重スライスデータ取得によって、４Ｄデータセットを生成することができる。４Ｄデータセットは、時間次元の制御変数としてＢＢＴＩを用いて、時間の関数として灌流動態を示す。３Ｄボリュームレンダリングによって、血液がどのように冠状動脈を経由して心筋に流入するかをあらゆる視野角から容易に見ることができる。動画表示によって、ユーザは、ＢＢＴＩ（時間）の関数として血液灌流を見ることができる。図１２は、本実施形態におけるボリュームレンダリング画像を示す図である。Ｄ心室ボリューム画像７３０上の処理済スライス画像７００～７２０の３Ｄボリュームレンダリングのサンプル画像を示す。
　広範囲にわたるＢＢＴＩ値、例えば、２００ｍｓｅｃの間隔による１００ｍｓｅｃ～２０００ｍｓｅｃでデータを取得すると、冠状動脈に入る血液と心筋で消える血液との間の平均移動時間の計算ができる。いくつかのサンプリング時点におけるＢＢＴＩの関数として信号強度をグラフにすると、所定位置にわたって平均移動時間の変動を見ることができる。
　ＢＢＴＩ方向に全ての画像の最小値投影をすることによって、虚血性心筋及び心筋梗塞の両方又は一方の部位を明るい点として切り離すことができる。このことは、取得された信号が、多くのＢＢＴＩ値に対してタイプＡとタイプＢとの間で大きく変動しなかったことを意味する。
　この点について改めて説明する。図１３は、本実施形態におけるＢＢＴＩ方向の最小値投影を説明するための図である。例えば、ＭＲＩシーケンス制御部３０が、ＢＢＴＩを息止め期間毎に変えながら、１つの息止め期間内においてタイプＡ及びタイプＢのボリュームデータそれぞれを収集した場合、ＭＲＩデータ処理部４２によって画像処理が施された処理済画像も、図１３に示すように、ＢＢＴＩ毎のボリュームデータ、即ち、４Ｄデータセットとなる。
　ここで、ＢＢＴＩは、非選択ＩＲパルスが印加されてからＭＲ信号の収集が開始されるまでの待機時間であるので、ＢＢＴＩが異なる時系列の処理済画像群には、心筋に流入し、灌流する血液の動態が現れる。図１３に示すように、例えばスライス「Ｓ１」の処理済画像群に着目した場合、ＢＢＴＩによって、各処理済画像に現れる血液の様子は異なる。一方で、虚血性心筋及び心筋梗塞の部位は、時系列の処理済画像群において、一度も（どの時相の処理済画像においても）血液が存在しなかった画素に相当する。
　そこで、ＭＲＩデータ処理部４２は、図１３に示すように、処理済画像群を、スライス毎に、ＢＢＴＩ方向に最小値投影する。即ち、ＭＲＩデータ処理部４２は、時系列の処理済画像群のうち、一度でも血液が存在した画素（信号値が低い画素）については、信号値の低い画素であるとし、時系列全体を通して一度も血液が存在しなかった画素（処理済画像群全てにおいて信号値が高い画素）については、信号値の高い画素であるとして、投影画像を生成する。すると、最小値投影された画像において、信号値が高い画素は、ＢＢＴＩをいくら変化させても血液が一度も存在しなかった画素、即ち、虚血性心筋及び心筋梗塞の部位であることになる。なお、最小値投影を行う場合、ＭＲＩデータ処理部４２は、ＢＢＴＩが異なる処理済画像間で、公知技術による位置合わせを行うことが望ましい。
　なお、ＭＲＩデータ処理部４２が、上述したスライス毎の処理済画像群を、時系列に沿って連続再生することで、血液の灌流動態を、あたかも動画のように表示することができる。
　タイプＡ及びタイプＢの画像は、血流がない範囲を明るく示す位置合わせされた処理済画像を得るために、望ましくは、１つの息止め期間中に取得される画像のうちの最小限のセットである。タイプＡ、タイプＢ、及びタイプＣの３つの画像の全ては、望ましくは、１つの息止めスキャン中に取得されるものであり、そうすることで、血流範囲を明るく示す様々な位置合わせされた処理済画像（（４）式）を得ることができる。望ましくは、運動関連の位置ずれを避けるために、１つの息止め期間中に全ての画像を取得することである。
　望ましい処理には、２つのタイプの画像（Ａ及びＢ）又は３つのタイプの画像（Ａ、Ｂ、及びＣ）、若しくは他の組み合わせを用いて、複素数値減算、閾値化、画像強度の反転処理、及びマスク処理の組み合わせが含まれる。
　典型的な実施形態によれば、第１方式及び第２方式の両方の３Ｄ取得の単一スキャンは、位置ずれを減らすことができる。画像処理により、心筋に流入する印付き血液の観察は、容易になる。
　冠状動脈を通る血液灌流、及び心筋に関する心臓情報は、より簡単に視覚化及び理解が可能になるが、それは、以下の理由の全て又はいずれかからである。
●交互に取得されたタイプＡ及びタイプＢの画像の位置ずれが、より少ない。
●タイプＡ対タイプＢ、及びタイプＡ対タイプＣの両方又は一方の画像処理技術は、灌流の鮮明な描写を提供する。
●取得された元の心臓画像と処理済灌流画像とのカラーブレンディングによる重畳により、灌流画像に構造に関する明確さが加わる。
●処理済灌流画像の３Ｄボリュームレンダリングによってもまた、灌流画像に構造に関する情報が加わる。
●グラフは、全サンプリング位置における信号強度対ＢＢＴＩを示し、血液灌流の平均移動時間をより良く視覚化できる。
　図１４及び１５は、本実施形態におけるサブシーケンスを説明するための図である。また、図１４及び１５においては、非選択ＩＲパルス及び選択ＩＲパルスの両方を印加する標識化方式（第２方式）のサブシーケンスを例示する。図１４に示すように、第２方式の２Ｄサブシーケンスでは、１つの息止め期間中に、非選択ＩＲパルス及び選択ＩＲパルスの両方が印加される。呼吸停止の指示は、被検体に対して事前に出される（例えば、イメージング位置にある間に、架台内の被検体に出される予め同意された可聴音によって）。一般的には、被検体の呼吸状態（例えば、胸腔サイズの物理的変化）をその後も監視し、被検体が、データ取得シーケンスの間中、１回の息止めを確実に持続できるようにする。
　図１４に示すように、非選択ＩＲパルスＡが印加されると、標識化領域を含む、対象の心臓組織全体において、ＮＭＲ（Nuclear　Magnetic　Resonance）核のＺ軸の＋Ｍｚ磁化は、－Ｍｚに反転する。続いて、選択ＩＲパルスＢが標識化領域に印加されると、－Ｍｚ磁化は、Ｚ軸のプラス方向に再び反転する（即ち、＋Ｍｚに戻る）。しかし、標識化領域以外の領域（画像化される領域を含む）のＮＭＲ核は、Ｚ軸のプラス方向の静磁場によって指数的に（そのＴ１値に従って）回復し、どこかの時点で、この領域は、ヌルポイントに達する。ヌルポイントでは、標識化領域以外の領域（即ち、画像化される心臓組織）の縦磁化は、事実上ゼロである。（選択ＩＲパルスＢの印加中に）標識化領域内に存在した血液と、標識化領域以外の領域に存在する心臓心筋との間の磁化に相当な差がある間に、イメージングサブシーケンスは実行されて、１つの息止め期間中に、心筋組織の少なくとも１枚の、例えばタイプＢの画像（選択ＩＲパルスの印加がオンの画像）と、心筋組織の少なくとも１枚の、例えばタイプＡの画像（選択ＩＲパルスの印加がオフの画像）とを生成するのに十分なＭＲＩデータを取得する。例示的なＭＲＩデータ取得シーケンスは、例えば、図１４ではデータ収集として、通常のｂＳＳＦＰを含む。自明であるが、他の既知のＭＲＩデータ取得シーケンスを採用してもよい。後に詳述するが、望ましくは、選択ＩＲパルスの印加がオンの画像、及びオフの画像の画像データを収集するためのサブシーケンスは、１つの息止め期間における全画像データ取得シーケンスの間中、時間軸に沿って交互に配置される。
　また、図１５では、心臓組織のボリュームデータを取得するために３Ｄ位相エンコードを採用している。当業者には自明であるが、２Ｄ取得シーケンスは、マルチスライスのデータ取得に利用することができる。また、あるいは、３Ｄ取得シーケンスは、取得されたデータが適切な３Ｄフーリエ変換を受けた場合、完全なボリュームデータを画像化するのに十分な位相エンコードデータを１取得シーケンスで取得できるように、スライスに対して直交する、更なる位相エンコードを利用することができる。
　図１６は、本実施形態におけるデータ取得サブシーケンス及び画像処理技術を説明するための図である。例えば第１方式の第１の励起の後に、タイプＡの画像（選択ＩＲパルスの印加がオフの画像）のｋ空間データを部分的に収集するために、第１の（２Ｄか３ＤのｂＳＳＦＰタイプの）データ取得サブシーケンスが続く。次に、第２方式の励起があり、例えばタイプＢの画像（選択ＩＲパルスの印加がオンの画像）のｋ空間データを部分的に収集するために、対応するデータ取得サブシーケンスが続く。このパターンは、選択されたボリュームの多重スライス画像のために、ｋ空間を完全に満たすために必要に応じて繰り返される。一旦全てのデータが取得されると（例えば、１つの息止め期間中に部分的なデータを取得する交互式のサブシーケンスによって）、差分処理や閾値処理等が行われ、画素毎のベースで、タイプＢの画像からタイプＡの画像が減算され（複素数値計算を使って）、例えば、図１６の右側に示される最終出力画像のような心臓心筋組織の「ターゲット」画像が生成される。
　図１７は、本実施形態における交互式のサブシーケンスを説明するための図である。図１７は、冠状動脈心筋組織の２Ｄデータ取得又は３Ｄデータ取得のために、１つの息止め期間中に採用される交互サブシーケンスをやや詳細に示す。
　図１８は、本実施形態におけるスカウト画像（ロケータ画像）を例示する図である。図１８においては、スカウト画像（ロケータ画像）上に、標識化領域（点線）、及び、２Ｄ／３Ｄの撮像領域（実線）が重畳されて示される。図１８においては、交互に配置される、選択ＩＲパルスの印加がオンのサブシーケンスと、選択ＩＲパルスの印加がオフのサブシーケンスとのうち、第１のサブシーケンスを示す。この第１のサブシーケンスはまた、この場合では、ＥＣＧのＲ波信号と連動するように示されている。
　図１９は、本実施形態における画像解析結果を示すグラフである。図１９は、様々なＢＢＴＩに対するＭＲＩ信号の強度を示す。このグラフは、例えば、心臓動脈に流入する、タグ付けされた血液ボーラスを示しており、したがって、ボーラスが入るにつれて最高点に向かって増大し、その後に、血液が心筋内に灌流するにつれて減少する。したがって、心筋に灌流する血液の平均血流時間は、図１９に示すグラフから計算することができる。
　この点について改めて説明する。上述したように、本実施形態によれば、位置ずれが低減された複数種類の標識化画像間で差分処理等が行われるので、心筋内に流入、灌流する血液がより良く描出された処理済画像を得ることができる。そこで、ＭＲＩデータ処理部４２は、かかる複数種類の標識化画像や処理済画像を対象とした解析を行うことで、精度の高い心臓情報を得る。例えば、ＭＲＩデータ処理部４２は、上述した時系列の処理済画像群を対象に、心筋内の信号強度を解析する。すると、図１９に示すように、ＢＢＴＩが長くなるに従って、血液を示す信号強度は一旦増大するが、その後、血液が心筋内に灌流し、消散するに従って、信号強度は減少する。ＭＲＩデータ処理部４２は、心筋に流入する血液の移行時間（平均血流時間）として、このような信号強度の時間的変化を示す曲線の、例えば半値全幅（ＦＷＨＭ（Full　Width　at　Maximum））を求める。また、ＭＲＩデータ処理部４２は、信号強度の時間的変化を示す曲線を、図１９に示すように、グラフとして表示部に表示してもよい。なお、ＢＢＴＩの範囲として、例えばこのような時間的変化を導出するのに十分な範囲が設定されることが望ましい。
　なお、ＭＲＩデータ処理部４２による画像解析は、上述した例に限られるものではない。上述してきたように、本実施形態においては、ＭＲＩシーケンス制御部３０が、一連のパルスシーケンスの実行によって複数種類の標識化画像を収集している。そこで、ＭＲＩデータ処理部４２は、得られた複数種類の標識化画像に応じて、複数種類の画像解析を行い、複数種類の解析結果を得てもよい。
　図２０Ａ及び２０Ｂは、本実施形態のための適切なコンピュータプログラムコード構造の概略図である。本実施形態に係る非造影心臓灌流イメージングのルーチンは、例えば、包括的な基本ソフト又は他のＭＲＩ装置制御ソフトウェアにより、ステップＳ９００から開始される。ＭＲＩ装置制御部２２は、心臓組織のスカウト画像（ロケータ画像）を取得していない場合、スカウト画像を取得し、取得したスカウト画像を、標識化領域及び撮像領域とともに表示する（ステップＳ９０２）。例えば、図１８に下部に示すように、表示する。
　操作者は、標識化領域及び撮像領域の配置を調整する機会を与えられる（ステップＳ９０４）。調整が必要な場合（ステップＳ９０４，Ｙｅｓ）、操作者は、標識化領域及び撮像領域の両方又は一方の位置を調整する（ステップＳ９０６）。こうして調整された位置は、表示部に表示されるスカウト画像に反映される。更なる調整が望ましいか否かを確認するために、ＭＲＩ装置制御部２２は、ステップＳ９０４の判定処理に戻る。調整が不要の場合（ステップＳ９０４，Ｎｏ）、ＭＲＩ装置制御部２２は、ステップＳ９０８の処理に進む。操作者は、プリセットされた標識化方式、及び関連するイメージングの選択肢を調整する機会が与えられる（ステップＳ９０８）。設定値の調整を選択した場合（ステップＳ９０８，Ｙｅｓ）、ＭＲＩ装置制御部２２は、ステップＳ９１０の処理に進む。操作者は、本実施形態におけるＴｉｍｅ－ＳＬＩＰのＢＢＴＩ値の範囲と、採用される標識化方式（サブシーケンス）のタイプを、例えば、図２０Ａに示すＧＵＩ（Graphical　User　Interface）を介して、選択することができる。なお、後述する他のサブルーチンの制御パラメータを、以降の処理中の（複数又は単数の）時点で操作者が別々に選択するよりも、むしろこの時点で同様に入力してもよい。
　標識化方式及び他の関連するイメージング選択肢の設定が行われたら、次に、ＭＲＩ装置制御部２２は、ステップＳ９１２の処理に進む。ステップＳ９１２では、ＭＲＩシーケンス制御部３０が、プリセットされた多重データ取得を１つの息止め期間中に実行する。このデータ取得は、上述したように、その後の画像処理のために、位置合わせされた多重データ取得を提供する。
　複数のタイプの標識化画像のｋ空間データが少なくとも１スライス分得られると、ＭＲＩデータ処理部４２は、これらを用いて標識化画像の計算を行う（ステップＳ９１４）。また、ＭＲＩデータ処理部４２は、得られた標識化画像の差分を計算するために、（１）式及び（４）式の両方又は一方等の所定の式を用いて、合成の灌流画像を生成する（ステップＳ９１６）。
　操作者は、得られた画像のカラーブレンディングが必要か否かに関して、選択の機会が与えられる（ステップＳ９１８）。必要な場合（ステップＳ９１８，Ｙｅｓ）、ＭＲＩデータ処理部４２は、（ａ）通常のモノクロ心筋画像（例えば、タイプＡ）と、（ｂ）位置合わせされたカラー値処理済灌流画像との間で、ブレンディングを行う（ステップＳ９２０）。続いて、操作者は、灌流画像の３Ｄボリュームレンダリングが必要か否かに関して、選択の機会が与えられる（ステップＳ９２２）。必要な場合（ステップＳ９２２，Ｙｅｓ）、ＭＲＩデータ処理部４２は、例えば、心筋心室組織の３Ｄボリュームデータにおいて、灌流画像のボリュームレンダリングを実行する（ステップＳ９２４）。操作者は、血液移行時間分析が必要か否かに関して、選択の機会が与えられる（ステップＳ９２６）。必要な場合（ステップＳ９２６，Ｙｅｓ）、ＭＲＩデータ処理部４２は、血液移行時間を計算する（ステップＳ９２８）。例えば、ＭＲＩデータ処理部４２は、図１９に示すような、標識化された血液の信号強度対ＢＢＴＩ時間を視覚化したグラフを表示してもよい。
　操作者は、画像化された虚血性心筋及び心筋梗塞の両方又は一方の部位を切り離す表示が必要か否かに関して、選択の機会を与えられる（ステップＳ９３０）。必要な場合（ステップＳ９３０，Ｙｅｓ）、ＭＲＩデータ処理部４２は、多数のＢＢＴＩ値にわたって、信号強度に殆ど変化がなかった「明るい」部位を示す画像を得るために、ＢＢＴＩに方向に、灌流画像一面における最小値投影を実行する（ステップＳ９３２）。
　ＭＲＩデータ処理部４２は、生成した画像の全て又はいくつかを、格納したり、又は、操作者に表示してもよい（ステップＳ９３４）。その後、ステップＳ９３６で、呼び出しシステムに復帰する。
（他の実施形態）
　実施形態は、上述した実施形態に限られるものではない。
（具体的な数値、処理手順）
　上述した実施形態において例示した具体的な数値や処理手順は、一例に過ぎない。例えば、上述した実施形態においては、図２０Ａ及び２０Ｂを用いて処理手順の一例を説明したが、実施形態は、図２０Ａ及び２０Ｂに示した処理手順に限られるものではなく、運用の形態等に応じて適宜変更することができる。例えば、図２０Ａ及び２０Ｂに示した処理の順序は、任意に変更することができる。例えば、カラーブレンディング、ボリュームレンダリング、血液移行時間分析、虚血性心筋及び心筋梗塞部位の分離は、任意の順序で行ったり、別途個別に行うことができる。また、図２０Ａ及び２０Ｂに示した処理手順に含まれる各処理は、適宜選択され、省略されてもよい。また、図２０Ａ及び２０Ｂにおいては、スカウト画像の表示から標識化方式等の設定、パルスシーケンスの実行、その後の画像処理、画像解析まで、一連の処理として行う例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、スカウト画像の表示からパルスシーケンスの実行までが、一連の処理として行われ、その後の画像処理や画像解析は、データ取得とは異なるタイミングで後処理として行われてもよい。
（トリガ信号）
　上述した実施形態においては、心電信号をトリガ信号として、心電同期しながらデータ取得を行う例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。心電信号の替わりに、脈波信号、呼吸信号等の他の生体信号や、ＭＲＩ装置１００のクロック信号等をトリガ信号として用いてもよい。
（画像処理装置）
　上述した実施形態においては、ＭＲＩ装置１００が、データ取得、画像処理、画像解析の全てを実行する例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、ＭＲＩ装置１００と画像処理装置とを含む画像処理システムが、上述した各種処理を実行してもよい。ここで、画像処理装置とは、例えば、ワークステーション、ＰＡＣＳ（Picture　Archiving　and　Communication　System）の画像保管装置（画像サーバ）やビューワ、電子カルテシステムの各種装置等である。この場合、例えば、ＭＲＩ装置１００は、シーケンス制御部３０によるデータ取得を行う。一方、画像処理装置は、ＭＲＩ装置１００によって取得されたＭＲデータやｋ空間データを、ＭＲＩ装置１００から、若しくは、画像サーバからネットワーク経由で受信することで、あるいは、記録媒体を介して操作者から入力されること等で受け付けて、記憶部に記憶する。そして、画像処理装置は、記憶部に記憶したこのＭＲデータやｋ空間データを対象として、上述した各種処理（例えば、ＭＲＩデータ処理部４２による処理）を実行すればよい。
（標識化パルス）
　上述した実施形態においては、標識化パルスとしてＩＲパルスを例に挙げて説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。標識化パルスとして、ＳＡＴ（saturation）パルス、ＳＰＡＭＭ（Spatial　Modulation　Of　Magnetization）パルス、及び、ダンテ（ＤＡＮＴＥ）パルス等、他のパルスを用いてもよい。
（対象部位）
　上述した実施形態においては、対象部位として心臓を想定し、心筋に流入する血液が描出された血管画像を生成する例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。対象部位は、肝臓や腎臓等、他の部位であってもよい。また、標識化される対象は、血液に限られるものではなく、脳脊髄液（ＣＳＦ（Cerebrospinal　Fluid））、膵液やリンパ液等でもよい。
（息止め）
　上述した実施形態においては、１つの息止め期間内に複数種類の標識化方式を組み合わせてパルスシーケンスを実行する例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、息止めをするしないにかかわらず、待ち時間なし（例えば、ユーザによる操作入力なし）に連続して実行される一連のパルスシーケンスの中で、複数種類の標識化方式を組み合わせて実行し、複数種類の標識化画像を得てもよい。
　以上述べた少なくとも１つの実施形態の磁気共鳴イメージング装置及び画像処理装置によれば、非造影のＭＲ画像を適切に得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 (17)

  1. 　心臓を対象として、複数種類の標識化方式を組み合わせてパルスシーケンスを実行し、磁気共鳴信号を収集するシーケンス制御部と、
    　前記磁気共鳴信号に基づいて、複数種類の標識化画像を生成するデータ処理部と
    　を備える、磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　前記複数種類の標識化方式は、領域を選択せずに標識化パルスを印加する第１方式、領域を選択して印加される標識化パルスと、領域を選択せずに印加される標識化パルスとを略同時に印加する第２方式、領域を選択して標識化パルスを印加する第３方式、及び標識化パルスを印加しない第４方式のうち、少なくとも２つの方式である、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　前記シーケンス制御部は、１つの息止め期間内において、前記複数種類の標識化方式を組み合わせて実行し、複数種類のボリュームデータ又は複数種類のマルチスライスデータに対応する磁気共鳴信号を、１つの息止め期間内で収集する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　前記シーケンス制御部は、標識化パルスの印加から磁気共鳴信号の収集を開始するまでの待機時間を息止め期間毎に変えながら磁気共鳴信号を収集する、請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　複数種類の標識化方式が組み合わされてパルスシーケンスが実行されることで収集された磁気共鳴信号を記憶する記憶部と、
    　前記磁気共鳴信号に基づいて、複数種類の標識化画像を生成するデータ処理部とを備え、
    　前記データ処理部は、前記複数種類の標識化画像間で差分処理を行い、差分画像を生成する、画像処理装置。
  6. 　前記データ処理部は、前記複数種類の標識化画像間で、複素数による差分処理を行い、差分画像を生成する、請求項５に記載の画像処理装置。
  7. 　前記複数種類の標識化方式は、領域を選択せずに標識化パルスを印加する第１方式、及び、領域を選択して印加される標識化パルスと、領域を選択せずに印加される標識化パルスとを略同時に印加する第２方式であり、
    　前記データ処理部は、前記第１方式の標識化画像と前記第２方式の標識化画像との間で複素数による差分処理を行い、差分処理後の絶対値画像に対して反転処理を行い、血液が存在しない画素を高い信号値で表す、請求項５に記載の画像処理装置。
  8. 　前記複数種類の標識化方式は、領域を選択せずに標識化パルスを印加する第１方式、領域を選択して印加される標識化パルスと、領域を選択せずに印加される標識化パルスとを略同時に印加する第２方式、及び、領域を選択して標識化パルスを印加する第３方式であり、
    　前記データ処理部は、前記第１方式の標識化画像と前記第２方式の標識化画像との間で複素数による差分処理を行った差分処理後の第１の絶対値画像を、前記第１方式の標識化画像と前記第３方式の標識化画像との間で複素数による差分処理を行った差分処理後の第２の絶対値画像によってマスク処理する、請求項５に記載の画像処理装置。
  9. 　前記磁気共鳴信号は、標識化パルスの印加タイミングから磁気共鳴信号の収集を開始するまでの待機時間を変えながら収集されたものであり、
    　前記データ処理部は、待機時間が同一の複数種類の標識化画像間で差分処理を行って、待機時間毎に差分画像を生成する、請求項５に記載の画像処理装置。
  10. 　前記磁気共鳴信号は、心臓を対象として収集されたものであり、
    　前記データ処理部は、前記待機時間毎の差分画像として、心臓の灌流画像を生成する、請求項９に記載の画像処理装置。
  11. 　前記データ処理部は、前記差分画像の信号値を待機時間方向に投影する、請求項９に記載の画像処理装置。
  12. 　前記データ処理部は、前記標識化画像と、前記差分処理を含む画像処理が施された処理済画像とを重畳若しくは合成した表示画像を生成する、請求項５に記載の画像処理装置。
  13. 　複数種類の標識化方式が組み合わされてパルスシーケンスが実行されることで収集された磁気共鳴信号を記憶する記憶部と、
    　前記磁気共鳴信号に基づいて、複数種類の標識化画像を生成するデータ処理部とを備え、
    　前記データ処理部は、前記複数種類の標識化画像を用いて解析を行う、画像処理装置。
  14. 　前記磁気共鳴信号は、標識化パルスの印加タイミングから磁気共鳴信号の収集を開始するまでの待機時間を変えながら収集されたものであり、
    　前記データ処理部は、待機時間が同一の複数種類の標識化画像間で差分処理を行って、待機時間毎に差分画像を生成し、生成した時系列の差分画像群の信号強度を解析する、請求項１３に記載の画像処理装置。
  15. 　前記磁気共鳴信号は、心臓を対象として収集されたものであり、
    　前記データ処理部は、前記差分画像群の信号強度を解析することで、前記心臓の心筋に流入する血液の移行時間を導出する、請求項１４に記載の画像処理装置。
  16. 　前記データ処理部は、前記差分画像群の信号強度の解析結果を、グラフ化して表示部に表示する、請求項１４に記載の画像処理装置。
  17. 　前記データ処理部は、前記複数種類の標識化画像を用いて、各標識化画像に応じた複数種類の解析を行う、請求項１３に記載の画像処理装置。
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