(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
心臓の大動脈の少なくとも一部を含む領域に対して、心筋を含むイメージング領域に流入する血液を識別表示させるための領域選択励起パルスを印加し、複数の第１のイメージングデータを前記イメージング領域から非造影で収集し、さらに、前記領域選択励起パルスの印加を伴わずに前記イメージング領域から非造影で少なくとも１つの第２のイメージングデータを収集するイメージングデータ収集部と、
前記第１のイメージングデータと、前記第２のイメージングデータとの差分に基づいて、少なくとも１つの血流像データを生成する血流情報生成部とを備え、
前記イメージングデータ収集部は、前記領域選択励起パルスの印加タイミングから前記第１のイメージングデータの収集タイミングまでの時間を変えることで、前記流入する血液の互に異なる移動時間にそれぞれ対応する複数の前記第１のイメージングデータを心電同期の遅延時間を伴って収集するものであり、異なる移動時間の間で心時相を揃えて複数の前記第１のイメージングデータが収集されるように前記心電同期の遅延時間を設定するように構成されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記イメージングデータ収集部は、前記領域選択励起パルスを複数回印加することで複数の前記第１のイメージングデータを前記心電同期の遅延時間を伴って収集する動作と、前記流入する血液の互に異なる移動時間にそれぞれ対応する複数の前記第２のイメージングデータを前記心電同期の遅延時間を伴って収集する動作とをスライスエンコード量毎に交互に行うように構成され、
前記血流情報生成部は、前記イメージングデータ収集部により収集された複数の前記第１のイメージングデータおよび複数の前記第２のイメージングデータに基づいて、前記互に異なる移動時間にそれぞれ対応する複数の前記血流像データを生成するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記イメージングデータ収集部は、前記心臓の拡張期において複数の前記第１のイメージングデータおよび複数の前記第２のイメージングデータを収集するように構成される請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記イメージングデータ収集部は、前記流入する血液の基準となる移動時間に対応する前記第１のイメージングデータおよび前記第２のイメージングデータを収集するパルスシーケンスの条件と、パルスシーケンスを決定する上でどの時間パラメータを優先的に用いるかの条件とに応じて、前記流入する血液の他の移動時間に対応する前記第１のイメージングデータおよび前記第２のイメージングデータを収集するパルスシーケンスにおける、心電信号の基準波からの遅延時間を設定するように構成される請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記イメージングデータ収集部は、前記領域選択励起パルスとしてラベリングパルスを印加するように構成される請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記イメージングデータ収集部は、前記領域選択励起パルスとして用いられるTime Spatial Labeling Inversion Pulse法の領域選択反転回復パルスのBlack Blood Traveling Timeを変えて、複数の前記第１のイメージングデータおよび複数の前記第２のイメージングデータを収集するように構成される請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記イメージングデータ収集部は、少なくとも１つの前記第１のイメージングデータの収集、および、少なくとも１つの前記第２のイメージングデータの収集において、前記Black Blood Traveling Timeが複数心拍に跨るように設定して収集を行うように構成される請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記イメージングデータ収集部は、前記領域選択励起パルスとして飽和パルスを印加するように構成される請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
心臓の大動脈の少なくとも一部を含む領域に対して、心筋を含むイメージング領域に流入する血液を識別表示させるための領域選択励起パルスを印加することで複数の第１のイメージングデータを前記イメージング領域から非造影で収集し、さらに、前記領域選択励起パルスの印加を伴わずに前記イメージング領域から非造影で第２のイメージングデータを収集する第１のステップと、
前記第１のイメージングデータと、前記第２のイメージングデータとの差分に基づいて血流像データを生成する第２のステップとを有し、
前記第１のステップは、前記領域選択励起パルスの印加タイミングから前記第１のイメージングデータの収集タイミングまでの時間を変えることで、前記流入する血液の互に異なる移動時間にそれぞれ対応する複数の前記第１のイメージングデータを心電同期の遅延時間を伴って収集するものであり、異なる移動時間の間で心時相を揃えて複数の前記第１のイメージングデータが収集されるように前記心電同期の遅延時間を設定することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、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に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング(MRI: Magnetic Resonance Imaging)は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波(RF: radio frequency)信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する核磁気共鳴(NMR: nuclear magnetic resonance)信号から画像を再構成する撮像法である。
【０００３】
この磁気共鳴イメージングの分野において、血流像を得る手法としてMRA(Magnetic Resonance Angiography)が知られている。MRAのうち、造影剤を使用しないものは非造影MRAと呼ばれる(例えば特許文献１参照)。非造影MRAでは、心電同期（electro cardiogram同期：以下、ECG同期という）を行って心臓から拍出された速い流速の血流を捕捉することにより良好に血管を描出するFBI(Fresh Blood Imaging)法が考案されている。
【０００４】
一方、従来、MRAを利用して、心臓の虚血部位や梗塞部位の検査が行われている。従来の心臓検査では、薬剤負荷および運動負荷が被検体にかけられ、造影剤を投与する造影MRA法により心臓のイメージングが行われる。
【０００５】
図１は、従来の造影MRAによる心臓検査法を説明するための心筋の断面図である。
【０００６】
ガドリニウム系の造影剤を被検体に投与してダイナミック撮像を行うと、図１に示すように、心筋内の正常な血管により血液が供給される組織Aには血液が流れ込むため高信号値となる。しかし、薬剤負荷または運動負荷をかけて血管を拡張させた状態では、狭窄した血管により相対的に血流量が減るため、虚血部位Bとして低信号領域が現れる。このため、低信号領域を虚血部位Bと診断することができる。このように虚血検査は、ストレスPerfusionとも言われ、薬物負荷または運動負荷下において造影剤を投与することによって血液の循環(Vascular Circulation)の欠落(Defect)として検出することができる。
【０００７】
また、梗塞の診断方法としては遅延造影法がある。遅延造影法は、造影剤を組織に流入させて、造影剤をWash-outする機能が無い部位を梗塞として診断する方法である。例えば、図１に示すように血管が閉塞した梗塞部位Cでは、造影剤を流出させる機能がないため、造影剤が溜まる。このため、残留した造影剤によりLDE (late delayed enhancement)が起こり、正常な組織Aよりも遅れて現れる高信号領域として梗塞部位Cを検出することができる。
【０００８】
心臓検査は、MRI装置以外の画像診断装置でも行われており、検査結果は様々な表示方法で表示される。例えば、X線CT (computed tomography)装置において収集された心臓のCT画像データを利用して異なる断面の心筋層を表示させる技術や、超音波診断装置において収集された心筋の３次元画像データを利用して心筋の断層像をブルズアイ(bulls-eye)表示させる技術がある(例えば特許文献２および特許文献３参照)。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】特開２００１−２５２２６３号公報
【特許文献２】特開２００６−１９８４１１号公報
【特許文献３】特開２００５−５３１３５２号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
しかしながら、MRI装置による従来の心像検査法では、薬剤負荷および運動負荷をかけた状態でガドリニウム等の造影剤を投与し、ダイナミック撮像を行うことによって、虚血部位や梗塞部位を診断する。従って、造影剤を注入してから一定時間内にイメージングを行わないと、十分なコントラストで血流像を得ることができない。このため、時間分解能に制約があるという問題がある。また、時間分解能が制限されることによって、空間分解能も低下する。このような技術的背景から、画質のばらつきと共に読影者の診断にばらつきが生じるという問題がある。
【００１１】
また、ガドリニウムを含む造影剤と腎性全身性線維症(NSF: Nephrogenic Systemic Fibrosis)との関係が示唆されている。さらに、ストレスPerfusionによる検査では、アデノシンやジピリダモール等の薬物の危険性も問題となる。
【００１２】
そして、このような問題は、心臓以外の撮像部位について造影MRA像を収集する場合においても共通である。
【００１３】
本発明の目的は、心臓を含む撮像部位におけるMRA像およびMRA像に基づく血流情報を、より良好な時間分解能および空間分解能で、且つ、安全に収集可能な磁気共鳴イメージングの技術を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
一実施形態によれば、磁気共鳴イメージング装置は、イメージングデータ収集部と、血流情報生成部とを備える。イメージングデータ収集部は、心臓の大動脈の少なくとも一部を含む領域に対して、心筋を含むイメージング領域に流入する血液を識別表示させるための領域選択励起パルスを印加し、複数の第１のイメージングデータを上記イメージング領域から非造影で収集し、さらに、領域選択励起パルスの印加を伴わずに上記イメージング領域から非造影で少なくとも１つの第２のイメージングデータを収集する。血流情報生成部は、第１のイメージングデータと、第２のイメージングデータとの差分に基づいて少なくとも１つの血流像データを生成する。
この実施形態では、上記イメージングデータ収集部は、領域選択励起パルスの印加タイミングから第１のイメージングデータの収集タイミングまでの時間を変えることで、上記流入する血液の互に異なる移動時間にそれぞれ対応する複数の第１のイメージングデータを心電同期の遅延時間を伴って収集するものであり、異なる移動時間の間で心時相を揃えて複数の第１のイメージングデータが収集されるように心電同期の遅延時間を設定する。
【００１５】
別の一実施形態によれば、磁気共鳴イメージング方法は、心臓の大動脈の少なくとも一部を含む領域に対して、心筋を含むイメージング領域に流入する血液を識別表示させるための領域選択励起パルスを印加し、複数の第１のイメージングデータを上記イメージング領域から非造影で収集し、さらに、領域選択励起パルスの印加を伴わずに上記イメージング領域から非造影で少なくとも１つの第２のイメージングデータを収集する第１のステップと、第１のイメージングデータと、第２のイメージングデータとの差分に基づいて血流像データを生成する第２のステップとを有する。
この実施形態では、上記第１のステップは、領域選択励起パルスの印加タイミングから第１のイメージングデータの収集タイミングまでの時間を変えることで、上記流入する血液の互に異なる移動時間にそれぞれ対応する複数の第１のイメージングデータを心電同期の遅延時間を伴って収集するものであり、異なる移動時間の間で心時相を揃えて複数の第１のイメージングデータが収集されるように心電同期の遅延時間を設定する。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】従来の造影MRAによる心臓検査法を説明するための心筋の断面図。
【図２】磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す構成図。
【図３】図２に示すコンピュータの機能ブロック図。
【図４】図３に示す撮像条件設定部において設定されるt-SLIPシーケンスの一例を示すタイミング図。
【図５】図３に示す撮像条件設定部において設定されるt-SLIPシーケンスの別の一例を示すタイミング図。
【図６】図３に示す撮像条件設定部において設定されるラベリング領域の第１の例を示す図。
【図７】図３に示す撮像条件設定部において設定されるラベリング領域の第２の例を示す図。
【図８】図３に示す撮像条件設定部において設定されるラベリング領域の第３の例を示す図。
【図９】図３に示す撮像条件設定部において設定されるラベリング領域の第４の例を示す図。
【図１０】図３に示す撮像条件設定部において設定されるラベリング領域の第５の例を示す図。
【図１１】図３に示す撮像条件設定部において設定されるラベリング領域の第６の例を示す図。
【図１２】図３に示す撮像条件設定部において設定されるラベリング領域の第７の例を示す図。
【図１３】図３に示す撮像条件設定部において撮像条件として設定されるTIおよびBBTIの決定方法を説明する図。
【図１４】血流像作成部において、画像データから血液以外の信号成分を除去して血流像データを生成する処理を説明する図。
【図１５】図３に示す血流情報作成部において作成される血流像データのプロファイルの一例を示す図。
【図１６】図３に示す血流情報作成部において、異なる複数のBBTIに対応する血流像データのプロファイルを作成した例を示す図。
【図１７】図３に示す血流情報作成部において、異なるBBTIに対応する血流像データ間の信号差に基づいて特定した心筋の病変部位を識別表示させた例を示す図。
【図１８】図１７に示す虚血部位を横切る線ROI-Aにおける信号差を示す図。
【図１９】図１７に示す梗塞部位を横切る線ROI-Bにおける信号差を示す図。
【図２０】図３に示す血流情報作成部において、心筋断面上の複数の線ROI上における異なるBBTIに対応する血流像データ間の信号差分値を選択表示できるようにした例を示す図。
【図２１】図３に示す血流情報作成部において、血流像データ間の位置補正を行う場合における基準位置を示す図。
【図２２】図２に示す磁気共鳴イメージング装置による非造影MRAイメージングを行うことにより、被検体Ｐの心筋断面における血流情報を取得して表示させる際の流れを示すフローチャート。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
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の実施の形態について、添付図面を参照して説明する。
【００１８】
（構成および機能）
図２は、磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す構成図である。
【００１９】
磁気共鳴イメージング装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２１、この静磁場用磁石２１の内部に設けられたシムコイル２２、傾斜磁場コイル２３およびRFコイル２４を備えている。
【００２０】
また、磁気共鳴イメージング装置２０には、制御系２５が備えられる。制御系２５は、静磁場電源２６、傾斜磁場電源２７、シムコイル電源２８、送信器２９、受信器３０、シーケンスコントローラ３１およびコンピュータ３２を具備している。制御系２５の傾斜磁場電源２７は、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚで構成される。また、コンピュータ３２には、入力装置３３、表示装置３４、演算装置３５および記憶装置３６が備えられる。
【００２１】
静磁場用磁石２１は、静磁場電源２６と接続され、静磁場電源２６から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる機能を有する。尚、静磁場用磁石２１は超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源２６と接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。また、静磁場用磁石２１を永久磁石で構成し、静磁場電源２６が設けられない場合もある。
【００２２】
また、静磁場用磁石２１の内側には、同軸上に筒状のシムコイル２２が設けられる。シムコイル２２は、シムコイル電源２８と接続され、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて静磁場が均一化されるように構成される。
【００２３】
傾斜磁場コイル２３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成され、静磁場用磁石２１の内部において筒状に形成される。傾斜磁場コイル２３の内側には寝台３７が設けられて撮像領域とされ、寝台３７には被検体Ｐがセットされる。RFコイル２４には、ガントリに内蔵されたRF信号の送受信用の全身用コイル(WBC: whole body coil)や、寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられるRF信号の受信用の局所コイルなどがある。
【００２４】
また、傾斜磁場コイル２３は、傾斜磁場電源２７と接続される。傾斜磁場コイル２３のＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚはそれぞれ、傾斜磁場電源２７のＸ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚと接続される。
【００２５】
そして、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚからそれぞれＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給される電流により、Ｘ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚが撮像領域にそれぞれ形成される。
【００２６】
RFコイル２４は、送信器２９および/または受信器３０と接続される。送信用のRFコイル２４は、送信器２９からRF信号を受けて被検体Ｐに送信する機能を有する。受信用のRFコイル２４は、被検体Ｐ内部の原子核スピンのRF信号による励起に伴って発生したNMR信号を受信して受信器３０に与える機能を有する。
【００２７】
一方、制御系２５のシーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０と接続される。シーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源２７に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する機能を有する。また、シーケンスコントローラ３１は、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることによりＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場ＧｚおよびRF信号を発生させる機能を有する。
【００２８】
また、シーケンスコントローラ３１は、受信器３０におけるNMR信号の検波およびA/D (analog to digital)変換により得られた複素データである生データ(raw data)を受けて、この生データをコンピュータ３２に入力する。
【００２９】
このため、送信器２９には、シーケンスコントローラ３１から受けた制御情報に基づいてRF信号をRFコイル２４に与える機能が備えられる。受信器３０には、RFコイル２４から受けたNMR信号を検波して所要の信号処理を実行するとともにＡ／Ｄ変換することにより、デジタル化された複素データである生データを生成する機能と、生成した生データをシーケンスコントローラ３１に入力する機能とが備えられる。
【００３０】
さらに、磁気共鳴イメージング装置２０には、被検体ＰのECG (electro cardiogram)信号を取得するECGユニット３８が備えられる。ECGユニット３８により取得されたECG信号は、シーケンスコントローラ３１を介してコンピュータ３２に出力されるように構成される。
【００３１】
尚、拍動を心拍情報として表すECG信号の代わりに、拍動を脈波情報として表す脈波同期(PPG: peripheral pulse gating)信号を取得することもできる。PPG信号は、例えば指先の脈波を光信号として検出した信号である。PPG信号を取得する場合には、PPG信号検出ユニットが設けられる。以下、ECG信号を取得する場合について述べる。
【００３２】
また、コンピュータ３２の記憶装置３６に保存されたプログラムを演算装置３５で実行することにより、コンピュータ３２には各種機能が備えられる。ただし、プログラムによらず、各種機能を有する特定の回路を磁気共鳴イメージング装置２０に設けてもよい。
【００３３】
図３は、図２に示すコンピュータ３２の機能ブロック図である。
【００３４】
コンピュータ３２は、プログラムにより撮像条件設定部４０、シーケンスコントローラ制御部４１、ｋ空間データベース４２、血流像作成部４３、画像データベース４４および血流情報作成部４５として機能する。撮像条件設定部４０は、プレスキャン条件設定部４０Ａ、撮像パラメータ決定部４０Ｂおよび撮像パラメータ保存部４０Ｃを有する。
【００３５】
撮像条件設定部４０は、入力装置３３からの指示情報に基づいてパルスシーケンスを含む撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ制御部４１に与える機能を有する。撮像条件設定部４０は、ECG同期下においてイメージング領域に流入する血液をラベリングして、心筋の断面における血流像を非造影で取得するためのパルスシーケンスを設定する機能を備える。また、撮像条件設定部４０は、ラベリングされた血液の移動時間が異なる複数の血流像を取得するための複数のパルスシーケンスを設定する機能を備える。なお、「ラべリング」は、「タグ付け」と同義であるものとして用いる。
【００３６】
心筋の複数の断面を含むイメージング領域からデータを収集するためのイメージングシーケンスとしては、例えば３次元(3D: three-dimensional) FSE (fast spin echo)シーケンス、 3D FASE (fast asymmetric spin echo又はfast advanced spin echo)シーケンス、3D定常自由歳差運動(SSFP: steady state free precession)シーケンス、EPI (echo planar imaging)シーケンス、Radialデータ収集シーケンスを用いることができる。
【００３７】
FASEシーケンスは、ハーフフーリエ法を利用したFSEシーケンスである。
【００３８】
Radialデータ収集シーケンスには、複数のデータ収集ラインを回転させるPROPELLER (Periodically Rotated Overlapping Parallel Lines with Enhanced Reconstruction)シーケンスも含まれる。
【００３９】
SSFPシーケンスには、balanced SSFPシーケンスやtrue SSFPシーケンス等の種類があり、balanced SSFPシーケンスおよびtrue SSFPシーケンスは、データ収集効率が大きいため高速データ収集を行う場合に適している。
【００４０】
また、非造影MRAとしてFBI法がある。FBI法は、FASEシーケンス等のシーケンスを用いて、R波等の被検体Ｐの心時相を表す基準波に同期したトリガ信号から所定時間遅延させて、複数心拍毎にエコーデータを繰り返して収集する非造影MRAである。FBI法によれば、複数心拍の経過によって血液の横緩和(T2)成分の磁化が回復し、血液のT2磁化成分を強調した水（血液）強調画像を血管画像として得ることができる。さらに、FBI法では所定スライスエンコード量分のエコーデータ（ボリュームデータ）を収集する３次元イメージングが実行される。
【００４１】
さらに、大動脈から心臓内のイメージング領域に流入する血液を良好に描出するために、血液のラベリングを行う撮像条件が設定される。ラベリング法の１つとして、複数のラベリング用のパルスの印加を伴うt-SLIP (Time-SLIP: Time Spatial Labeling Inversion Pulse)法が挙げられる。ここでは、t-SLIP法を例に説明する。
【００４２】
t-SLIP法によるt-SLIPシーケンスでは、t-SLIPパルスが印加され、撮像領域に流入する血液がラベリングされる。すなわち、t-SLIPシーケンスは、撮像断面に流入する血液をラべリングすることで、ラべリングされた血液を選択的に描出或いは抑制するためのASL (Arterial spin labeling)パルスの印加を伴う撮像シーケンスである。このt-SLIPシーケンスにより、反転時間(TI: inversion time)後に撮像断面に到達した血液のみの信号強度を選択的に強調または抑制することができる。t-SLIPパルスは、ECG信号のR波から一定の遅延時間(delay time)経過後に印加され、ECG同期下において撮像が行われる。
【００４３】
t-SLIPパルスは、領域非選択インバージョンパルスおよび領域選択インバージョンパルスで構成される。領域非選択インバージョンパルスはON/OFFの切換が可能である。t-SLIPパルスは、少なくとも領域選択インバージョンパルスを含む。つまり、t-SLIPパルスは、領域選択インバージョンパルスのみで構成される場合と、領域選択インバージョンパルスおよび領域非選択インバージョンパルスの双方で構成される場合とがある。
【００４４】
領域選択インバージョンパルスは、イメージング領域とは独立に任意に設定することが可能である。この領域選択インバージョンパルスにより、イメージング領域に流入する血液をラベリングすると、TI後に血液が到達した部分の信号強度は、高くなる。尚、領域非選択インバージョンパルスをOFFにすると、TI後に血液が到達した部分の信号強度が低くなる。このため、血液の移動方向や距離を把握することができる。
【００４５】
図４は、図３に示す撮像条件設定部４０において設定されるt-SLIPシーケンスの一例を示す図である。図４において、横軸は経過時間tを示し、ECG, RF, G, Mzはそれぞれ、ECGトリガとしてのR波、RF信号、傾斜磁場パルス、縦磁化成分（longitudinal magnetization component）を表す。また、td1は、R波の時刻から180°領域非選択IRパルスの印加時刻までの時間間隔（遅延時間）である。また、td2は、データ収集開始の直前のR波の時刻から、データ収集開始時刻までの時間間隔（遅延時間）である。
【００４６】
図４に示すように、ECG信号のR波に同期して、R波から所定の遅延時間td1の経過後に、180°領域非選択反転回復パルス(180° REGION NON-SELECTIVE IR PULSE：IRはinversion recoveryの意味)が印加される。これにより、被検体内の心筋および血液の縦磁化成分Mzは、反転する。すなわち、図４に示すように、心筋(MYOCARDIUM)および血液(BLOOD)の縦磁化成分Mzは、いずれも-1となる。
【００４７】
次に、180°領域非選択IRパルスの印加時刻からΔT経過後のタイミングで、ラベリング領域として選択されたスラブに対して、第１および第２の180°領域選択IRパルス(180° FIRST REGION SELECTIVE IR PULSE, 180° SECOND REGION SELECTIVE IR PULSE)が別々のタイミングで印加される。また、ラベリング用のスラブの選択のため、第１および第２の180°領域選択IRパルスの印加と同時に、第１および第２の180°スラブ選択励起傾斜磁場パルス(FIRST SLAB SELECTION G-PULSE, SECOND SLAB SELECTION G-PULSE)がそれぞれ印加される。これにより、ラベリング領域内の血液の縦磁化成分Mzは、180°領域非選択IRパルスと180°領域選択IRパルスとの間隔ΔTに応じた量だけ回復した後に、選択的に反転する。即ち、ラベリング領域内の血液がラベリングされる。
【００４８】
なお、図４では煩雑となるので、第１の180°領域選択IRパルスによって、そのラベリング領域内の血液の縦磁化成分Mzが反転する場合を二点鎖線で示し、第２の180°領域選択IRパルスによって反転する血液の縦磁化成分Mzについては省略した。一方、ラベリング領域外の血液の縦磁化成分Mzは、反転せずに負値のまま維持される。つまり、（第１および第２の）180°領域選択IRパルスがラべリングパルスとして機能する。
【００４９】
そして、180°領域非選択パルスの印加時刻からTI経過後のタイミングで、すなわち、180°領域選択IRパルスからBBTI(Black Blood Traveling Time)経過後のタイミングで、イメージングシーケンスの実行が開始され、心筋部分を含むイメージング領域からのデータ収集(DATA ACQUISITION)が開始される。ただし、心筋は常に動いているため、常に同じ拡張期の心時相でデータ収集を行うことが望ましい。そこで、データ収集が拡張期の適切な心時相において行われるように、ECG同期の遅延時間td1, td2が設定される。
【００５０】
より詳細には、心臓は、拡張末期において、拍動が少なく最も静止状態に近いのでデータ収集に適している。本発明では後述するようにBBTIの値を変え、異なるBBTI毎にそれぞれの画像を得るが、データ収集の都度、単にBBTIを増加させるのでは、データ収集開始のタイミングを心臓の拡張末期に常に合わすことはできない。
【００５１】
BBTIを増加させても、（ａ）データ収集開始のタイミングが心臓の拡張末期に常に合うように、且つ、（ｂ）ラべリングされていない心筋の縦磁化成分Mzがゼロのときに（背景信号が抑制されているときに）データ収集開始となるように、ラべリングパルスと領域非選択パルスとの関係、および、遅延時間（td1, td2）を制御することが望ましい。
【００５２】
上記（ａ）、（ｂ）の要件を満たすため、本発明では以下の（１）式および（２）式に基づいて、背景信号の抑制と、BBTIとを独立に制御可能にする。  
Td1 ＋ ΔT ＋ BBTI ＝ n × RR ＋ td2  ・・・（１）
ΔT ＋ BBTI ＝ TI  ・・・（２）
（１）式において、RRはR波とR波の時間間隔（心臓の拍動の１周期の期間に相当）であり、nは１以上の自然数（例えば３まで）である。図４は、n＝２の場合に対応する。（２）式において、TIは、心筋の縦緩和時間により決まる物性値であり、一定の値である。
【００５３】
そこで本実施形態では、ECG信号に基づいてRRを測定後、nを決め、データ収集開始のタイミングが心臓の拡張末期に合うように、遅延時間td2を決める。遅延時間Td2が決まれば、遅延時間td1は、（１）式に基づいて一義的に決定される。次に、（２）式に基づき、ラべリングされていない心筋の縦磁化成分Mzがゼロのときにデータ収集開始となるように、ΔT、BBTIをそれぞれ決定すればよい。
【００５４】
ここで、血液の到達距離を長くするには、BBTIを長くする必要があるが、そのためには、ΔTの符号をマイナスにし、TIよりBBTIを長くしてもよい。すなわち、180°領域非選択IRパルスの前に、180°領域選択IRパルスを印加してもよい。
【００５５】
なお、心臓の拍動の１周期の期間（RR）は、常に同じ間隔ではなく、変動する。従って、心拍の変動に応じて、パルスシーケンスを適切に変更することが望ましい。具体的には、ECG信号のデータや、データ収集対象の心拍の前の複数のRRに基づいて、データ収集対象となるRRを推定する。そして、RRの推定値に基づいて、ダイナミック、或いは、リアルタイムで遅延時間td2を制御（調整）する。この制御において、データ収集対象のRRの推定値が極端に短い場合、遅延時間td2がRRの推定値よりも短くなるように遅延時間td2を短く補正するか、或いは、データ収集を行わないことが望ましい。データ収集対象のRRよりも遅延時間td2が長い場合、収縮期の心時相でデータ収集を行う可能性があり、この心時相は心臓の動きが大きく、データ収集には適さないからである。
【００５６】
さらに、データ収集前には、図４に示すように、脂肪飽和(fat-saturation)パルスやSPIR(spectral pre-saturation with inversion recovery)パルス等の脂肪抑制パルス(FAT SUPPRESSION PULSE)が印加される。
【００５７】
FBI法の場合には、データ収集は、複数の心拍に跨る。また、データ収集は非造影で行われるため、時間の制限がない。このため、イメージングシーケンスとして高分解能で3Dデータ収集を行うシーケンスを用いることができる。
【００５８】
尚、TIとBBTIとは、独立に設定することができる。つまり、従来は、180°領域非選択IRパルスと180°領域選択IRパルスの間隔ΔT≒0であったが、間隔ΔTは可変である。TIまたはBBTIの代わりに間隔ΔTを設定することもできるが、ここではTIおよびBBTIを設定する場合について説明する。
【００５９】
図４に示すように180°領域非選択パルスの印加後、イメージング領域における心筋やラベリングされていない血液の縦磁化成分Mzが回復する。そこで、背景となる心筋の縦磁化成分Mzの絶対値と、ラベリングされていない血液の縦磁化成分Mzの絶対値との双方が所定値以下であって、ゼロ付近となるタイミングにおいて、データ収集が開始されるようにTIを決定することが望ましい。そのようにすれば、ラベリングされた血液からの信号を選択的に強調する一方、背景となる心筋やラベリングされていない血液からの不要な信号を抑制することができるからである。
【００６０】
しかしながら、図４に示すように、縦磁化成分Mzの回復速度は、心筋と血液とで異なる。そこで、心筋の縦磁化成分Mzがゼロ付近となるタイミングにおいてデータ収集が開始されるようにTIを決定する。同時に、ラベリングされていない血液からの信号については、データ処理によって抑制することができる。これにより、心筋およびラベリングされていない血液からの不要な信号をより一層良好に抑制することができる。
【００６１】
ラベリングされていない血液からの信号を除去する処理は、後述する血流像作成部４３において行うことができる。すなわち、複素信号である磁気共鳴信号の（絶対値ではなく）実部を用いてREAL画像再構成処理を行えば、ラベリングされていない血液からの磁気共鳴信号は、負値をとるため、画像データにおいて低信号値となる。従って、画像データをデータ値に応じて輝度表示する場合、ラベリングされた高信号を呈する血液部分は高い輝度で表示される一方、ラベリングされない不要な血液部分は低い輝度で表示される。さらに、心筋からの信号値はゼロ付近であるから、ラベリングされた血液だけを選択的にwhite bloodとして白く表示させることができる。
【００６２】
さらに、収集データにコサインフィルタを掛ければ、ラベリングされていない血液からの正規化された負値の信号を−１にすることができる。これにより、輝度表示される画像データにおいて、ラベリングされていない血液部分を黒くすることができる。
【００６３】
また、BBTIについては、複数の心拍に跨るように設定することもできる。そのために、BBTIはTIよりも長く、つまり、ΔT < 0 として設定することもできる。180°領域選択IRパルスが印加されると、ラベリング領域内においてラベリングされた血液は、BBTIの経過後にイメージング領域内に移動し、データ収集によって収集される信号のうち、ラベリングされた血液からの信号が特に強調される。このため、BBTIを長く設定できれば、より長い距離を移動する血液を強調することができる。
【００６４】
そこで、180°領域選択IRパルスを複数回印加すれば、設定可能なBBTIの上限値を大きくすることができる。すなわち、ラベリングパルスをラベリング領域に複数回印加すると、ラベリングされる血液が増えるため、設定可能なBBTIの上限が長くなる。図４の例では、２つの180°領域選択IRパルスが印加されており、第１の180°領域選択IRパルスからΔBBTIの経過後において、第２の180°領域選択IRパルスが印加されている。
【００６５】
ΔBBTIは、ラベリングされる血液が途切れず連続的に流れるようにすることが望ましい。例えば、第１の180°領域選択IRパルスによってラベリングされた血液が全てラベリング領域から流出するタイミングにおいて、第１の180°領域選択IRパルスの印加領域と同じ領域に第２の180°領域選択IRパルスを印加すれば、理論的にはBBTIの上限値を２倍にすることができる。なお、第２の180°領域選択IRパルスの印加領域は、第１の180°領域選択IRパルスの印加領域と同じにしてもよいし、異なるものとしてもよい。第２の180°領域選択IRパルスの印加領域は、例えば、第１の180°領域選択IRパルスの印加領域におけるイメージング領域側の一部のみにするなどして、ラベリングされる血液が途切れず連続的に流れるようにすることが望ましい。
【００６６】
さらに、必要に応じて、RMC(real-time motion correction)法におけるモニタ用NMR信号としての単一または複数のMPP (motion probing pulse)をデータ収集前に収集することができる。RMC法は、通常ECG同期を伴ってMPPを収集し、MPPに基づいて測定される動き量を用いて呼吸による動きの影響が除去されるように、イメージングデータの収集領域や収集されたデータをリアルタイムで補正する手法である。RMC法によるイメージングデータ収集領域の補正機能は、撮像条件設定部４０に設けることができる。
【００６７】
MPPは、例えば横隔膜を含む領域から、イメージングデータの位相エンコード量よりも小さい位相エンコード量で、或いは、位相エンコード用傾斜磁場を印加しないで取得される。そうすると、MPPを１次元(1D: one-dimensional)フーリエ変換(FT: Fourier transform)して得られる信号から、MPPの収集時刻における体軸方向に関しての横隔膜の位置を呼吸レベルとして検出することができる。そして、呼吸レベルの基準値からの変動量を呼吸による動き量として求めることができる。さらに、呼吸による動き量に相当する移動量だけ、データ収集領域を移動させる。これにより、呼吸による動きの影響を低減させることができる。
【００６８】
また、呼吸レベルが許容範囲外となった場合には、データ収集を行わないようにしたり、呼吸レベルの時間変化を可視化することもできる。さらに、後処理として呼吸による動きの影響が除去されるように呼吸による動き量に応じてイメージングデータの位相補正や画像データの位置補正を行うようにしてもよい。
【００６９】
ただし、RMCを行わずに、または、RMCと併用して、息止めを行うことによりデータ収集を呼吸停止下で行うようにしてもよい。
【００７０】
次に、t-SLIPシーケンスの別の例について説明する。
【００７１】
一般にBBTIの値は、1200msから1400msとなる場合が多く、TIの値は600ms程度となる。このため、図４に示すt-SLIPシーケンスの場合、BBTI > TIとなる場合が多い。そこで、ラベリング領域を励起する180°領域選択IRパルスの印加後に、イメージング領域における心筋および血液の縦磁化成分Mzを反転させる180°イメージング領域選択IRパルスを印加すれば、180°領域非選択IRパルスの印加後に180°領域選択IRパルスを印加する場合においても、不要な信号を抑制しつつ長いBBTIを設定することができる。
【００７２】
図５は、図３に示す撮像条件設定部４０において設定されるt-SLIPシーケンスの別の一例を示す図である。
【００７３】
図５において横軸は経過時間tを示し、ECG, RF, G, Mzはそれぞれ、ECGトリガとしてのR波、RF信号、傾斜磁場パルス、縦磁化成分を表す。また、td1は、R波の時刻から180°領域非選択IRパルスの印加時刻までの遅延時間であり、td2は、データ収集開始の直前のR波の時刻から、データ収集開始時刻までの遅延時間である（図４と同様）。
【００７４】
図５に示すように、ラベリングされた血液がイメージング領域に流入する前のタイミングにおいて、心筋およびイメージング領域内における血液の縦磁化成分Mzがいずれも正値に回復している場合には、180°イメージング領域選択IRパルス(180° IMAGING REGION SELECTIVE IR PULSE)を印加することにより、イメージング領域における心筋および血液の縦磁化成分Mzを再び反転させることができる。この場合、再び反転して負値となった心筋の縦磁化成分Mzの回復速度は、ラベリングされていない血液の縦磁化成分Mzの回復速度よりも速いため、心筋およびラベリングされていない血液の縦磁化成分Mzの双方がゼロとなるタイミングが現れる。
【００７５】
そこで、心筋およびラベリングされていない血液の双方の縦磁化成分Mzがゼロとなるタイミングにおいてデータ収集が開始されるように、180°イメージング領域選択IRパルスの印加時刻からデータ収集開始時刻までの時間間隔T’を決定することが望ましい。このようにすれば、心筋およびラベリングされていない血液からの信号を良好に抑制しつつ、ラベリングされた血液からの信号を高い強度で収集することができる。しかも、2RRよりも長い3RRに跨るようなBBTIを設定することができる。
【００７６】
尚、ラベリングされていない血液の縦磁化成分Mzが正値に回復していない場合でも、ラベリングされていない血液の縦磁化成分Mzの絶対値が無視できる程度に十分に小さければ、180°イメージング領域選択IRパルスの印加によって、支配的な心筋の縦磁化成分Mzを負値に反転させることができる。このため、BBTIが2RRより短い場合でも、心筋からの信号を抑制することができる。
【００７７】
次に、血液のラベリング領域の設定方法について説明する。
【００７８】
ラベリング領域は、心筋に血液を供給する冠動脈が大動脈から分岐する部分とすることができる。より具体的には、心筋に血液を供給する血管としては、右冠動脈(RCA: Right Coronary Artery)、左冠動脈主幹部(LMT: Left Main Coronary Trunk)、左回旋枝(LCX: Left Circumflex)および左前下行枝(LAD: Left Anterior descending Artery)が挙げられる。そして、心筋に血液を供給する任意の血管内の血液がラベリングの対象となる。
【００７９】
図６は、図３に示す撮像条件設定部４０において設定されるラベリング領域の第１の例を示す。
【００８０】
図６に示すように、心筋(MYOCARDIUM)には、大動脈(AORTA)から分岐するLMT, RCA, LCX, LADにより血液が供給される。そこで、図６に示すように、大動脈からLMTへの出口と、大動脈からRCAへの出口とを含むスラブをラベリング領域(LABELED REGION)に設定することができる。さらに心筋部分をイメージング領域(IMAGING REGION)に設定すると、BBTI後にLMTまたはRCAを経由して心筋に到達した血液からの信号を強調してイメージングを行うことができる。
【００８１】
図７は、図３に示す撮像条件設定部４０において設定されるラベリング領域の第２の例を示し、図８は、図３に示す撮像条件設定部４０において設定されるラベリング領域の第３の例を示す。
【００８２】
図７に示すように、選択スラブの方向を調整したり、局所励起用にスラブを設定することにより、RCAのみを含むラベリング領域を設定することができる。
【００８３】
同様に、図８に示すように、LMTのみを含むスラブをラベリング領域に設定することができる。このように特定の血管を選択的にラベリングすることで、ラベリングされた血管から供給される血液の心筋内における範囲を特定することができる。逆に、心筋の特定の領域に血液を供給している血管を特定することもできる。また、同様にして、LCXまたはLADのみを含むスラブをラベリング領域として設定することもできる。
【００８４】
図９は、図３に示す撮像条件設定部４０において設定されるラベリング領域の第４の例を示す。
【００８５】
図９に示すように、大動脈上のスラブに加えて斜線部で示す心室内のスラブをラベリング領域に設定して、血液をラベリングすることもできる。これにより、ラベリングされた血液のボーラス性を持続し、ラベリングされた血液を心筋内により長く供給させることができる。心室内のスラブは、２次元(2D: two-dimensional)局所励起、または、2D局所励起と3Dスラブ励起の組み合わせによって、選択励起することができる。
【００８６】
図１０は、図３に示す撮像条件設定部４０において設定されるラベリング領域の第５の例を示し、図１１は、図３に示す撮像条件設定部４０において設定されるラベリング領域の第６の例を示す。
【００８７】
図１０に示すように、右室(RIGHT VENTRICLE)、左室(LEFT VENTRICLE)および左房(LEFT ATRIUM)の３つのチャンバーが表示される断面における３チャンバーView (In and Out Flow View)画像を、スカウト画像（位置決め画像）としてラベリング領域を設定することもできる。この場合、心基部(basal)側における冠動脈の出口を含むスラブを、ラベリング領域としてより容易かつ正確に設定することができる。
【００８８】
ここで、ラベリング領域の幅が狭いと、ラベリングされた血液の量も少なくなる分、ラベリングされた血液の到達距離が短くなり、イメージング領域には、十分な量のラベリングされた血液が到達しない場合がある。
【００８９】
そこで、図１１に示すように、３チャンバーView画像において、イメージング部分が含まれないようにラベリング領域（の幅）を広く設定してもよい。この場合、ラベリングされる血液の量が増え、ラベリングされた血液の到達距離も長くなるため、より長いBBTIを設定することが可能となる。
【００９０】
３チャンバーView画像は、公知の方法により取得することができる。具体的には例えば、ある線ROI上におけるスカウト画像の収集および収集したスカウト画像上における線ROI (region of interest)の設定を繰り返すことにより、３チャンバーView画像を取得することができる。３チャンバーView画像の収集には、2D SSFPシーケンスなどが用いられる。
【００９１】
図１２は、図３に示す撮像条件設定部４０において設定されるラベリング領域の第７の例を示す。
【００９２】
図１２に示すように、被検体および心臓のサジタル面に平行で冠動脈を含む3D-MRA画像をスカウト画像として表示させて、ラベリング領域を設定することもできる。この場合にも、冠動脈が分岐する様子が視認できるため、冠動脈の出口を含むスラブをラベリング領域としてより容易かつ正確に設定することができる。
【００９３】
冠動脈の3D-MRA画像データは、息止め中に収集可能な厚さTh1の薄い画像データとすれば、より短時間で収集することができる。逆に、上述した呼吸による動きの影響を低減させる補正を伴って自然呼吸下において冠動脈の3D-MRA画像データを収集すれば、より広範囲のスカウト画像をラベリング領域の設定用に収集することができる。
【００９４】
ラベリング領域は、例えば、図１２に示すように立体的に表示された3D-MRA画像上に有限の厚さTh2を有するスラブとして、または、無限の厚さを有する領域として設定することができる。或いは、ラベリング領域は、3D-MRA画像データから得られる最大値投影(MIP: maximum intensity projection)画像データ等の投影画像データ上に有限の厚さを有するスラブとして、または、無限の厚さを有する領域として設定することができる。さらに別の例としては、3D-MRA画像データから得られる、ある適切な断面における2D-MRA画像データ上にラベリング領域を設定することもできる。
【００９５】
ところで、図４は、t-SLIP法のうち、Flow-Out法によりイメージングを行う場合の例を示しているが、Flow-In法やOn-Off Alternative差分法によりイメージングを行うこともできる。
【００９６】
Flow-Out法は、図４に示すように180°領域非選択IRパルスの印加によって心筋の信号を抑制する一方、冠動脈近傍のラベリング領域において180°領域選択IRパルスによりラベリングされた血液が心筋に灌流(Perfuse)するタイミングでイメージングデータを収集する方法である。ただし、Flow-Out法では、180°領域非選択IRパルスをOffとしてもよい。
【００９７】
Flow-In法は、180°領域非選択IRパルスをOffとして、180°領域選択IRパルスのみを心筋を含むイメージング領域に印加する方法である。この方法では、180°領域選択IRパルスの印加後にイメージング領域に流入する血液を、励起状態の他の部分から識別できるようにイメージングすることができる。180°領域選択IRパルスの印加後にイメージング領域に流入する血液は、180°領域選択IRパルスの影響を受けていない状態（非励起状態）だからである。
【００９８】
On-Off Alternative差分法は、On画像と、Off画像との差分画像データを血流像データとして生成する方法である。On画像は、Flow-Out法と同様に、冠動脈近傍のラベリング領域において180°領域選択IRパルスによりラベリングされた血液が心筋に流入したタイミングでデータ収集した画像である。Off画像は、180°領域選択IRパルスを印加せずに、（他の撮像条件はOn画像の場合とほぼ同一にして）データ収集した画像である。On-Off Alternative差分法では、ラベリングされた血液からの信号を選択的に抽出し、抽出した血液信号から血流像データを生成することができる。
【００９９】
尚、血流像データの生成に必要な全てのOn画像のデータ収集を終了後、全てのOff画像のデータ収集を行う場合よりも、On画像のデータ収集とOff画像のデータ収集とをスライスエンコード量ごとに交互に行う場合の方が望ましい。後者の方が、On画像とOff画像との間の撮像時刻の間隔が短くなるため、被検体の動きの影響（モーションアーチファクト）が小さくなるからである。
【０１００】
そして、t-SLIP法におけるBBTIを変えて、複数のBBTIに対応する血流像データを収集するための撮像条件が、撮像条件設定部４０において設定される。すなわち、互に異なる複数のBBTIが撮像条件設定部４０において撮像条件として設定される。
【０１０１】
また、上述したように、データの収集のタイミングが異なるBBTI間で、同一またはより近い心時相となるように適切なR波からのパルスシーケンスの遅延時間td1, td2が撮像条件設定部４０において設定される。この遅延時間td1, td2の設定については、前述した理論に基づいて撮像条件設定部４０において自動的に行うことがきるが、入力装置３３から撮像条件設定部４０に情報を入力することにより手動で行うこともできる。
【０１０２】
パルスシーケンスの遅延時間td1は、図４や図５に示すようにR波から180°領域非選択IRパルスまでの時間としてもよいが、パルスシーケンス上の他の基準を用いて遅延時間td1を設定してもよい。さらに、R波からの遅延時間td1ではなく、他のデータ収集タイミングに影響を与える時間条件をパルスシーケンスの遅延時間として調整するようにしてもよい。例えば、R波のタイミングから180°領域選択IRパルスの印加タイミングまでの時間（図４における td1 ＋ ΔT ）を遅延時間とすることもできる。この場合、BBTIに応じて適切な遅延時間を自動または手動で決定することができる。
【０１０３】
例えば、第１のBBTIが1200ms（milli-second）であり、R波の時刻から180°領域選択IRパルスの印加時刻までの遅延時間（td1 ＋ ΔT ）が400msである場合、データ収集の開始タイミングは、R波の時刻から1600ms経過したときである。従って、第２のBBTIが1400msである場合、R波の時刻から180°領域選択IRパルスの印加時刻までの遅延時間（td1 ＋ ΔT ）を200msに設定すれば、データ収集の開始タイミングを同一の心時相に設定することができる。
【０１０４】
上記の計算方法に倣えば、BBTIを変えた各シーケンスを通して、データ収集の開始タイミングの心時相が一致するように、各シーケンスにおける遅延時間td1等の撮像条件を自動計算できる。この自動計算は、BBTIの値が基準として選択されたシーケンスにおけるBBTIやTI等の時間パラメータの値と、ΔTなどの時間パラメータのどれを優先的に用いて他のシーケンス（BBTIの値が基準以外であるシーケンス）の撮像条件を決定するかの優先条件とに応じて、行えばよい。これにより、BBTIの値が基準として選択されたシーケンスにおける各時間パラメータの値と、上記の優先条件とを設定するのみで、他のBBTIに対応するシーケンスの各時間パラメータの値を自動設定することができる。このような自動設定に従えば、ユーザが設定すべき撮像条件が少なくて済むので、操作性の向上に繋がる。
【０１０５】
BBTIは、Flow-Out法およびOn-Off Alternative差分法では、ラベリングされた血液の移動時間に相当する。また、Flow-In法では、励起されていない血液の移動時間に相当する。つまり、BBTIは、イメージング領域に流入する血液の移動時間に対応している。従って、BBTIを変えてイメージングを行えば、血液の到達位置の異なる複数の血流像を収集することができる。具体例としては、BBTIは、600ms, 800ms, 1000ms, 1200msに設定される。
【０１０６】
ここで、TIおよびBBTIの設定方法について説明する。
【０１０７】
TIおよびBBTIを設定する機能は、撮像パラメータ決定部４０Ｂに備えられる。TIおよびBBTIは、それぞれ個別に設定可能であり、それぞれプレスキャンにより決定することができる。なお、ここでの「プレスキャン」や、後述の「prepスキャン」は、スライス選択パルスなどのデータ収集に必要なパルスの印加から、画像再構成処理によって画像データを生成するまでの動作の意味で用いる。
【０１０８】
プレスキャン条件設定部４０Ａには、TIを決定するためのプレスキャンであるTI-prepスキャン用の撮像条件を設定する機能と、BBTIを決定するためのプレスキャンであるBBTI-prepスキャン用の撮像条件を設定する機能とが設けられる。
【０１０９】
図１３は、図３に示す撮像条件設定部４０において、撮像条件として設定されるTIおよびBBTIの決定方法を説明する図である。
【０１１０】
図１３において、横軸は経過時間tを示す。図１３(A)に示すように、異なるn個のTI (TI1, TI2, TI3, …, TIn)でデータ収集を複数回行うTI-prepスキャンの撮像条件が設定される。TI-prepスキャンのデータ収集シーケンスは、イメージングシーケンスとして用いることが可能なFASEシーケンス等の任意のシーケンスとすることができる。ただし、TI-prepスキャンのデータ収集シーケンスは、イメージングシーケンスと同じシーケンスとすることが望ましい。また、データ収集時間を短縮化するため、TI-prepスキャンのデータ収集シーケンスは、2Dシーケンスとすることが望ましい。
【０１１１】
そして、TI-prepスキャンを実行して血流断面像を生成すると、図１３(B)に示すように、異なるTIに対応する血流断面像I(TI1), I(TI2), I(TI3), …, I(TIn)が得られる。そこで、複数の血流断面像I(TI1), I(TI2), I(TI3), …, I(TIn)から最もコントラストが良好な血流断面像I(TIopt)を選択すると、適切なTIoptを決定することができる。すなわち入力装置３３から血流断面像の選択情報としてTI値の決定情報を撮像パラメータ決定部４０Ｂに入力することができる。
【０１１２】
ただし、閾値処理等のデータ処理によってコントラストが良好な血流断面像を自動的に選択する機能を撮像パラメータ決定部４０Ｂに設けてもよい。
【０１１３】
同様に、図１３(C)に示すように異なるm個のBBTI (BBTI1, BBTI2, BBTI3, …, BBTIm)で複数回データ収集を行うBBTI-prepスキャンの撮像条件が設定される。BBTI-prepスキャンのデータ収集シーケンスも、イメージングシーケンスとして用いることが可能なFASEシーケンス等の任意のシーケンスとすることができる。ただし、BBTI-prepスキャンのデータ収集シーケンスは、イメージングシーケンスと同じシーケンスとすることが望ましい。また、データ収集時間を短縮化するため、BBTI-prepスキャンのデータ収集シーケンスは、2Dシーケンスとすることが望ましい。
【０１１４】
そして、BBTI-prepスキャンを実行して血流断面像を生成すると、図１３(D)に示すように異なるBBTIに対応する血流断面像I(BBTI1), I(BBTI2), I(BBTI3), …, I(BBTIm)が得られる。そこで、複数の血流断面像I(BBTI1), I(BBTI2), I(BBTI3), …, I(BBTIm)の中から、イメージング領域に流入する血液の移動距離が適切な距離となる範囲の複数の血流断面像I(BBTIst), …, I(BBTIend)を選択する。この選択により、適切な範囲のBBTIst, …, BBTIendを決定することができる。すなわち、血流断面像の選択情報としての複数のBBTI値またはBBTI値の初期値、終値および変更幅の決定情報を、入力装置３３から撮像パラメータ決定部４０Ｂに入力することができる。
【０１１５】
具体例としては、100msから2000msの範囲を100msの刻み幅で変えた複数のBBTI値で2次元のイメージングを実行し、600msから1200msの範囲を200msの刻み幅で変えた複数のBBTI値をイメージング用に決定することができる。このように、イメージングにおけるBBTI値の変更幅は、BBTI-prepスキャンにおけるBBTI値の変更幅から変更してもよい。
【０１１６】
BBTI-prepスキャンの撮像断面は、BBTI-prep画像によりBBTIに応じてラベリングされた血液が到達する長軸方向の心筋断面位置を容易に視認できるように、心臓の任意の長軸面、または、長軸を中心として回転させた複数の長軸面とすることが好適である。すなわち、適切なBBTIおよびその変更範囲を決定する観点から言えば、BBTI-prep画像は、ラベリング領域を設定するためのスカウト画像と同一、または、このスカウト画像に平行な断面の2D画像とすることが好適である。
【０１１７】
そして、図１３（E）に示すように適切なTI(TIopt)および複数のBBTI (BBTIst, …, BBTIend)を撮像条件として、3Dイメージングを実行することが可能となる。
【０１１８】
適切なTI値および複数のBBTI値は、被検体の年齢、性別、体重、身長、病変部位の進行度、撮像部位等の条件によって異なる。そこで、経験的に、これらの条件ごとに適切なTI値および／または適切な複数のBBTI値を求めておき、データベース化することもできる。すなわち、撮像パラメータ保存部４０Ｃに、被検体の条件ごとの適切なTI値および／または適切な複数のBBTI値を示すテーブルデータを保存することができる。
【０１１９】
この場合、入力装置３３の操作によって被検体の条件を示す情報を撮像パラメータ決定部４０Ｂに入力すると、撮像パラメータ決定部４０Ｂは、撮像パラメータ保存部４０Ｃ内のテーブルデータを参照し、入力された条件に対応する適切なTI値および／または適切な複数のBBTI値を取得することができる。このようにすれば、TI-prepスキャンおよび／またはBBTI-prepスキャンを行わなくても、被検体の条件に応じた適切なTI値および／または適切な複数のBBTI値を決定することができる。
【０１２０】
次に、コンピュータ３２の他の機能について説明する。
【０１２１】
シーケンスコントローラ制御部４１は、入力装置３３からの撮像開始指示情報に基づいて撮像条件設定部４０からパルスシーケンスを含む撮像条件を取得し、この撮像条件をシーケンスコントローラ３１に与えることにより、シーケンスコントローラ３１を駆動制御する機能を有する。また、シーケンスコントローラ制御部４１は、シーケンスコントローラ３１から生データを受けて、ｋ空間データベース４２に形成されたk-spaceに配置する機能を有する。
【０１２２】
血流像作成部４３は、ｋ空間データベース４２からｋ空間データを取り込んで、FTを含む画像再構成処理および必要な画像処理を行うことにより、異なるBBTIに対応する複数の血流像データを生成する機能を有する。また、血流像作成部４３は、生成した血流像データを画像データベース４４に書き込む機能を有する。
【０１２３】
例えば、On-Off Alternative差分法によるイメージングの場合には、180°領域選択IRパルスによりラベリングを行って得られるOn画像データと、ラベリングを行わずに得られるOff画像データとの差分処理が血流像作成部４３において行われる。
【０１２４】
さらに、RMC等の呼吸による動き補正を行う場合には、呼吸による動きの影響が除去されるように、呼吸による動き量に対応するシフト量でのｋ空間データの位相補正や血流像データの位置補正が血流像作成部４３において行われる。呼吸による動き量は、例えば呼吸レベル検出用に収集されたMPP等のｋ空間データをフーリエ変換して得られる実空間データの基準値からの変動量として求めることができる。
【０１２５】
さらに、血流像作成部４３は、ｋ空間データの画像再構成処理によって得られる画像データから、組織からの信号成分を除去し、これにより血流信号成分のみを血流像データとして抽出する補正処理を行う機能を有する。
【０１２６】
図１４は、血流像作成部４３において、画像データから血液以外の信号成分を除去して血流像データを生成する処理を説明する図である。
【０１２７】
図１４(A), (B)において、横軸はBBTIの長さ（second）を示し、縦軸は画像データの信号強度Sを示す。図１４(A)に示すように、BBTIごとの画像データの信号値(SIGNAL INTENSITY OF IMAGE DATA)を丸でプロットすると、組織やラベリングされない血液における縦磁化成分Mzが回復するため、BBTIが大きくなるにつれて画像データの信号強度Sも大きくなる。すなわち、BBTIが大きくなるほど、背景からの信号成分が多く重畳し、血液信号のベースラインが変化する。従って、より正確に血流像データの信号強度を求めるためには、画像データから、四角のプロットで示す背景の成分(SIGNAL INTENSITY OF BACKGROUND COMPONENT)を除去することで、ラベリングされた血液からの信号成分(BLOOD SIGNAL COMPONENT)を抽出するベースライン補正を行うことが望ましい。
【０１２８】
そこで、血流像作成部４３には、画像データにベースライン補正を施して、図１４(B)に示すような血流像データを生成する機能が備えられる。ベースライン補正は、画像データからラベリングされた血液以外の背景成分を差し引くことにより、行うことができる。尚、画像データの代わりに、画像再構成前のｋ空間データに対してベースライン補正を行ってもよい。背景成分の信号値は、イメージングまたは縦磁化成分MzのT1回復曲線のシミュレーションによって求めることができる。
【０１２９】
背景成分の信号値を求めるためのイメージングとしては、例えば、背景部分の縦磁化成分Mzを反転させる180°領域非選択IRパルスを印加する一方で、血液のラベリング用の180°領域選択IRパルスを印加しない方法が挙げられる。或いは、データ収集タイミングにおいて、ラベリングされた血液がイメージング領域に流入しないような領域をラベリング領域とするイメージングによっても、背景成分の信号値を取得することができる。また、ベースライン補正が必要なイメージング領域の一部のみについて、背景成分の信号値をイメージングによって取得すれば、撮像時間の短縮およびデータ処理量の低減に繋がる。
【０１３０】
血流情報作成部４５は、異なるBBTIに対応する複数の血流像データを画像データベース４４から読み込んで、複数の血流像データに基づく心機能解析を行い、心機能解析結果として所望の表現方法で心筋における心機能を表す血流情報を作成し、この血流情報を表示装置３４に表示させる機能を有する。
【０１３１】
血流情報の表示例としては、異なるBBTIに対応する複数の血流像を並列表示させる例が挙げられる。そうすると、BBTIはイメージング領域への血液の供給時間に相当するため、大きいBBTIに対応する血流像ほど、イメージング領域内に流入する強調された血液がより長い距離を移動した画像となる。つまり、各々のBBTIに対応して、血液の移動距離が異なる複数の血流像を表示させることができる。
【０１３２】
さらに、BBTIの値の順に血流像を連続的に切換表示させるシネ画像データのように、時間軸を有する血流像データを血流情報として作成することもできる。この場合、心筋内を血流が徐々に流れるように血流像を表示させることができる。
【０１３３】
また、任意の心筋断面位置におけるBBTIごとの血流像データのプロファイルを血流情報として作成することもできる。
【０１３４】
図１５は、図３に示す血流情報作成部４５において作成される血流像データのプロファイルの一例を示す。図１５(A)は、心筋の短軸断面画像を示し、図１５(B)は、図１５(A)に示す心筋の短軸断面画像上に設定した線ROI (region of interest)上における血流像データのプロファイルを示す。すなわち、図１５(B)の横軸は心筋短軸断面位置を示し、縦軸は血流像データの信号強度を示す。
【０１３５】
図１５(A)に示すように、心筋(MYOCARDIUM)は、内膜(ENDOMEMBRANE)と、外膜(EPIMYOCARDIUM)とで覆われ、心筋内には左室(LEFT VENTRICLE)が形成されている。また、左室には右室(RIGHT VENTRICLE)が隣接している。このような心筋断面において短軸方向のプロファイルを作成すると、図１５(B)に示すようなデータが得られる。心筋内の血流量は、左室内および右室内に比べて少ないため、図１５(B)に示すように、心筋内における血液信号の強度は、相対的に小さくなる。図１５(B)に示すようなプロファイルは、BBTIごとに作成することができる。
【０１３６】
図１６は、図３に示す血流情報作成部４５において、異なる複数のBBTIに対応する血流像データのプロファイルを作成した例を示す。図１６において各縦軸は、血液信号の強度を示し、各横軸は心筋の短軸方向位置を示す。
【０１３７】
例えば図１６(A), (B), (C), (D)に示すように、BBTIを600ms, 800ms, 1000ms, 1200msのように変えた場合の各々の血流像データのプロファイルを作成することができる。そして、所望の心筋断面について、複数のBBTIに対応する血流像データの各プロファイルを並列表示させ、それらのプロファイル同士を比較可能にすることができる。
【０１３８】
イメージング領域に流入した血液は、心筋の外膜から心筋内に入り、内膜から左室内に流れる。従って、図１６(A), (B), (C), (D)に示すように、BBTIの増加に伴って外膜付近における信号強度が徐々に増加した後、内膜側への血液の移動によって内膜付近における信号強度が増加する。このように、BBTIの変化によって血液が心筋内を移動する様子を、心筋内における血液信号の強度の時間変化として観察することができる。また、血液信号の分布を把握することもできる。
【０１３９】
この血流像データのプロファイルは、所望の心筋断面ではなく、３次元的に作成して表示させることもできる。すなわち、心筋断面上において交差する２つの軸方向の各値（例えばx座標およびy座標）と、信号値Sの３つのパラメータをもつプロファイルを、斜視図としてドーナツ状に表示させることができる。これにより、信号強度が相対的に低い部位を容易に把握できる。
【０１４０】
また、血流像データの符号反転処理を行って、低信号ほどハイライト表示させることもできる。そうすると、梗塞部位等の低信号部分が局所的であっても、容易に発見できる。さらに、プロファイルを３次元的に表示した場合には、低信号部位をピークとして観測できる。
【０１４１】
また、血流像作成部４３において、上述したベースライン補正を行わない場合には、プロファイルに背景信号成分が重畳していることになる。そこで、プロファイルのうち、背景信号の成分と、ラベリングされた流入血液の信号成分とを識別できるように、異なる色や表示方法で表示させることもできる。
【０１４２】
さらに、血流情報として、異なるBBTIに対応する血流像データ間の信号差を求め、信号差に基づいて心筋内の虚血部位や梗塞部位等の病変部位を特定することもできる。
【０１４３】
図１７は、図３に示す血流情報作成部４５において、異なるBBTIに対応する血流像データ間の信号差に基づいて特定した心筋の病変部位を識別表示させた例を示す。図１７は、ある心筋の短軸断面を複数セグメントに分割し、異なるBBTIに対応する血流像データ間の信号差（信号強度差）をセグメントごとに表示させた血流情報画像である。すなわち、血流像データは非造影で収集されるため、図１７に示すように、異なるBBTIに対応する血流像データ間の信号差を高分解能で輝度表示させることができる。信号差については、値に応じた有彩色を用いてセグメントごとにカラー表示することもできる。
【０１４４】
この場合、３次元血流像データのピクセルごとに、異なるBBTIに対応する血流像データ間の信号差を計算することもできる。これにより、より高精度な血流情報を得ることができる。ピクセルごとに差分値を求める場合には、セグメント内における平均値等の代表値を表示させればよい。
【０１４５】
尚、異なる複数の心筋断面のデータを同心状の１枚の画像として表示するブルズアイ表示として、血流像データ間の信号差を表示させてもよい。また、血流像データの信号値自体をセグメントごとに表示することもできる。
【０１４６】
例えば、180°領域選択IRパルスを印加せずに、つまりBBTI=0として収集した血流像データを基準データとして、各BBTI値に対応する血流像データとの信号強度の差分を求めることができる。そうすると、各時刻における血液の移動量に応じた信号差分値を得ることができる。
【０１４７】
正常部位では、血液の供給量が十分であるため、血液信号の変化を示す信号差分値は、一定の値以上となる。しかし、血液が供給されない梗塞(infarction)の部位では、血液信号が変化しないため、信号差分値はゼロとなる。また、血液の供給量が少ない虚血(ischemia)の部位では、血液信号の変化が小さいため、信号差分値は小さくなる。
【０１４８】
従って、各位置において信号差分値がゼロとみなせる値であるか否かを判定し、信号差分値がゼロとみなせる領域を特定することにより、梗塞部分の範囲を検出することができる。また、各位置において信号差分値が虚血部位に対応する閾値以下であるか否かを判定し、信号差分値が閾値以下となる領域を特定することにより、虚血部分の範囲を検出することができる。検出された梗塞部位や虚血部位等の病変部位は、図１７に示すcolor 1, color 2の部分のように、異なるパターンなどを用いて識別表示させることができる。図１７は便宜上グレースケールの図として描画しているが、図１７に示すcolor 1, color 2の部分に対しては、病変部位として、それぞれ異なる有彩色を割り当てて識別表示してもよい。
【０１４９】
図１８は、図１７に示す虚血部位を横切る線ROI-Aにおける信号差を示し、図１９は、図１７に示す梗塞部位を横切る線ROI-Bにおける信号差を示す。
【０１５０】
図１８および図１９において、各縦軸は、異なるBBTIに対応する血流像データ間の信号差分値ΔSを示し、各横軸は、線ROI上の位置を示す。図１８に示すように、虚血部位を横切る線ROI-A上の信号差分値のプロファイルでは、虚血部位における信号差分値ΔSが小さくなる。また、図１９に示すように、梗塞部位を横切る線ROI-B上の信号差分値のプロファイルでは、梗塞部位における信号差分値ΔSがゼロとなる。そして、このような信号差分値ΔSのカーブも、血流情報として表示させることができる。
【０１５１】
図２０は、図３に示す血流情報作成部４５において、心筋断面上の複数の線ROI上における異なるBBTIに対応する血流像データ間の信号差分値ΔSを選択表示できるようにした例を示す。
【０１５２】
図２０は、ある心筋の短軸断面を複数セグメントに分割し、異なるBBTIに対応する血流像データ間の信号差をセグメントごとに表示させた血流情報画像である。図２０に示すように複数の線ROI (ROI-1, ROI-2, ROI-3, …)を血流情報画像上に選択可能に設定することができる。そして、マウス等の入力装置３３の操作によって任意の線ROIを選択すると、選択された線ROI上における信号差分値ΔSのカーブを図１８や図１９に示すように表示させることができる。
【０１５３】
尚、ブルズアイ表示として複数の線ROIを表示させてもよい。また、血流像データの信号値自体をセグメントごとに表示させ、複数の線ROIから所望の線ROIを選択すると、選択された線ROI上における信号値のプロファイルが表示されるようにすることもできる。さらに、信号差分値ΔSのプロファイルについても、信号強度のプロファイルと同様に３次元的な表示、符号反転表示および背景信号成分の識別表示が可能である。
【０１５４】
さらに、異なるBBTIに対応する血流像データ間の信号差を求める場合には、差分の対象となる血流データ間において心筋断面の位置が対応していることが重要となる。そこで、上述したように、差分の対象となる血流像データ間においてデータ収集タイミングの心時相を一致させつつ、各血流像データ上における心筋断面の位置が互に一致するように、血流像データの位置補正を行うことが望ましい。その方が、より高精度で血流情報を得ることができるからである。血流像データの位置補正は、血流情報作成部４５において行うことができる。
【０１５５】
図２１は、図３に示す血流情報作成部４５において、血流像データ間の位置補正を行う場合における基準位置を示す。
【０１５６】
図２１に示すように、心筋は内膜と外膜とで覆われ、心筋内には左室が形成されている。また、左室には右室が隣接している。このような心筋の短軸断面画像上において、右室と左室の境界部分に単一または複数の基準位置(REFERENCE POSITION 1, 2)を設定し、異なるBBTIに対応する血流像データ間における基準位置がより一致するように、各血流像データの平行移動や回転移動等の位置補正を行えば、より正確に信号差分値等の血流情報を得ることができる。尚、図２１に示すように２箇所の基準位置を設ければ、容易に位置補正を行うことができるが、基準位置を１箇所にしてもよい。
【０１５７】
（動作および作用）
次に磁気共鳴イメージング装置２０の動作および作用について説明する。
【０１５８】
図２２は、図２に示す磁気共鳴イメージング装置２０による非造影MRAイメージングにおいて、被検体Ｐの心筋断面の血流情報を取得して表示させる動作の流れを示すフローチャートである。ここでは一例として、t-SLIP法およびFlow-Out法によりイメージングを行う場合について説明する。
【０１５９】
まず予め、寝台３７に被検体Ｐがセットされ、静磁場電源２６により励磁された静磁場用磁石２１(超伝導磁石)の撮像領域に静磁場が形成される。また、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて、撮像領域に形成された静磁場が均一化される。
【０１６０】
次に、ステップＳ１において、t-SLIPパルスのTIおよび互に異なる複数のBBTIが撮像パラメータ決定部４０Ｂにおいて決定される。TIおよびBBTIは、プレスキャンの実行または撮像パラメータ保存部４０Ｃに保存されているデータベースの検索によって決定することができる。
【０１６１】
プレスキャンによりTIおよび／またはBBTIを決定する場合には、図１３に示すような流れでプレスキャン用の撮像条件が撮像条件設定部４０において設定される。そして、設定されたプレスキャン用の撮像条件に従って、ECG同期下においてプレスキャンが実行される。さらに、プレスキャンによって収集された血流像に基づいて、TIおよび／またはBBTIが決定される。また、データベースの検索によってTIおよび／またはBBTIを決定する場合には、撮像パラメータ決定部４０Ｂは、入力装置３３を介して入力された条件に対応するTIおよび／またはBBTIを撮像パラメータ保存部４０Ｃから取得する。
【０１６２】
次に、ステップＳ２において、決定したTIおよび異なる複数のBBTIを用いたt-SLIPシーケンス（図４または図５参照）が、イメージング用の撮像条件として撮像条件設定部４０において設定される。そして、設定された撮像条件に従ってECGユニット３８からのECG信号に同期して非造影でイメージングが実行される。
【０１６３】
具体的には、入力装置３３からシーケンスコントローラ制御部４１に撮像開始指示が与えられると、シーケンスコントローラ制御部４１は、撮像条件設定部４０から取得したパルスシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ３１に入力する。シーケンスコントローラ３１は、この入力されたパルスシーケンス従って、ECGユニット３８からのECG信号に同期して傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることにより、被検体Ｐがセットされた撮像領域に傾斜磁場を形成させると共に、RFコイル２４からRF信号を発生させる。
【０１６４】
このため、被検体Ｐの内部における核磁気共鳴により生じたNMR信号が、RFコイル２４により受信されて受信器３０に与えられる。受信器３０は、RFコイル２４からNMR信号を受けて生データを生成する。受信器３０は、生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、生データをシーケンスコントローラ制御部４１に与え、シーケンスコントローラ制御部４１はｋ空間データベース４２に形成されたｋ空間に生データをｋ空間データとして配置する。
【０１６５】
尚、必要に応じてRMCが実行され、MPPに基づいて取得される呼吸による動き量に応じて、データ収集領域が補正される。
【０１６６】
次に、ステップＳ３において、血流像作成部４３は、ｋ空間データベース４２からｋ空間データを取り込んで、これに画像再構成処理を施すことにより、異なるBBTIに対応する複数の画像データを生成する。また、RMCを行う場合には、必要に応じてMPPに基づいて取得される呼吸による動き量に応じて、ｋ空間データの位相または画像データの位置が補正される。
【０１６７】
次に、ステップＳ４において、血流像作成部４３は、画像データに差分処理等の必要な画像処理を行うことにより、異なるBBTIに対応する複数の血流像データを生成する。生成された血流像データは、画像データベース４４に保存される。さらに、必要に応じて、背景部分のT1回復（縦緩和）による信号成分を除去するベースライン補正が、血流像作成部４３によって画像データに対して施される。ただし、画像再構成処理前のｋ空間データに対してベースライン補正を行ってもよい。
【０１６８】
次に、ステップＳ５において、血流情報作成部４５は、異なるBBTIに対応する複数の血流像データに基づいて、心筋断面についての血流情報を作成し、作成した血流情報を表示装置３４に表示させる。例えば、異なるBBTIに対応する複数の血流像、図１６に示すような心筋断面における信号強度のプロファイル、図１７に示すような異なるBBTIに対応する血流像データ間の信号差分値を示す心筋断面におけるセグメント画像、図１８および図１９に示すような信号差分値のカーブ、が血流情報として表示装置３４に表示される。また、必要に応じて、図２１に示すような右室と左室の境界に設定された基準位置を用いて、血流像データの位置補正が実施される。
【０１６９】
このため、ユーザは、心筋内の虚血部位や梗塞部位等の病変部位を容易に発見し、病変部位の範囲を把握することができる。
【０１７０】
以上の構成の磁気共鳴イメージング装置２０は、虚血部位や梗塞部位の心臓検査において、心筋部分における血流情報を非造影で取得できる。具体的には、磁気共鳴イメージング装置２０は、心筋部分に設定されたイメージング領域に流入する血液からの信号が識別できるように領域選択励起を行い、領域選択励起からデータ収集までの時間を変えることによって、血液の流入距離が異なる複数の血流像を生成する。
【０１７１】
さらに、磁気共鳴イメージング装置２０は、血液の移動距離が異なる複数の血流像データから、心筋断面における血液信号の強度のプロファイルや血液信号の差分値等の血流情報を求め、この血流情報を表示させる。これにより、虚血部位や梗塞部位を特定することができる。
【０１７２】
このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、ガドリニウム造影剤を使用する必要がないことに加え、データ収集時間に制限がないため高分解能での撮像が可能である。具体的には、磁気共鳴イメージング装置２０では3D撮像を行うため、シンチグラフィや従来のMRIによるPerfusion検査と比較して、数倍の面内分解能が得られる。このため、血液信号のプロファイルの分解能が向上し、心筋の虚血部分や梗塞部位をより高分解能で描出することができる。
【０１７３】
また、t-SLIP法等のラベリングにより血液の自然な流れを描出することが可能である。このため、任意の時刻における血流像および血液信号のマップを得ることができる。さらに、血流像上における血液の移動の有無や血液信号の時間変化量に基づいて、虚血部位や梗塞部位等の病変部位を検出することができる。この場合、病変部位の範囲をカラー（有彩色）を用いて識別表示できる。
【０１７４】
さらに、薬剤負荷や運動負荷等のストレス付加が不要となる。ガドリニウム造影剤も使用しないため安全性が高い。
【０１７５】
また、例えばt-SLIP法のBBTIを300ms, 500ms, 800ms, 1000msなどに設定することにより、微小血管分布像(Micro-vascularity)を得ることができる。そして、血液信号のプロファイルを表示させたり、血液信号差をブルズアイ表示させることにより、微小血管分布を観察することができる。
【０１７６】
また、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、非造影で心筋の虚血検査を行うことができるため、磁気共鳴イメージング装置２０を人間ドックのスクリーニング検査等に活用することができる。
【０１７７】
（変形例）
１．第１の変形例
上述した実施形態では、イメージング領域に流入する血液からの信号を識別するための領域選択励起パルスとして、180°領域選択IRパルスを印加する例を示した。本発明の実施形態は、かかる形態に限定されるものではない。領域選択励起パルスとしては、90°飽和(サチュレーション：saturation)パルスを印加してもよい。
【０１７８】
領域選択励起パルスとして90°飽和パルスを印加する場合には、90°飽和パルスの印加タイミングからデータ収集開始タイミングまでの時間間隔は、領域選択励起パルスとして180°領域選択IRパルスを印加する場合（図４、図５参照）とは異なる値に設定される。例えば、心筋全体をイメージング領域として、データ収集開始タイミングからの間隔を変えて90°飽和パルスをイメージング領域と同一の領域に印加すれば、イメージング領域外からイメージング領域内に流入する非飽和状態の血液からの信号を選択的に強調してイメージングすることができる。
【０１７９】
また、例えば、180°領域非選択IRパルスを印加せずに、ノッチドパルス（Notced Pulse）を用いて、心臓の大動脈のみを外した領域（例えば図６または図９におけるLABELED REGION 以外の領域）に90°飽和パルスを印加後、データ収集を行ってもよい。この場合、ノッチドパルスの印加領域において血液の縦磁化成分Mzがゼロになるので、背景の信号レベルを抑制できる。同時に、ノッチドパルスを受けない大動脈の血液は、縦磁化成分Mzが静磁場方向と同じ１であるため、高い信号レベルでイメージング領域に流入するので、適切なタイミングでデータ収集を行うことにより、識別することができる。
【０１８０】
２．第２の変形例
上述した実施形態では、被検体に運動負荷および薬剤負荷のいずれもかけないでイメージングを行う例を示した。本発明の実施形態は、かかる形態に限定されるものではない。運動負荷および薬剤負荷の一方または双方を被検体にかけた上で、イメージングを行ってもよい。さらに、運動負荷および薬剤負荷の一方または双方を被検体にかけたイメージングと、かけないイメージングとをそれぞれ実行し、得られた各血流像を比較できるように、これら血流像を並列表示させることもできる。また、負荷を被検体にかけて収集された血流像データと、負荷を被検体にかけずに収集された血流像データとの差分処理によって、診断用の血流像データを生成して表示させることもできる。そして、このような比較表示や差分表示により、診断を良好に行うことが可能となる。
【０１８１】
３．他の変形例
図４および図５において説明したように、ECG信号の（Ｒ波）を同期信号としてパルスシーケンスを設定する例について説明した。本発明の実施形態は、かかる形態に限定されるものではない。前述した脈波同期(PPG: peripheral pulse gating)信号、或いは、心音同期信号を取得し、それに基づいてパルスシーケンスを設定してもよい。
【０１８２】
上述した実施形態では、心臓にイメージング領域を設定した例について説明したが、頭部、腎臓、肝臓等の心臓以外の臓器にイメージング領域を設定して血流像を収集することもできる。
【符号の説明】
【０１８３】
２０  磁気共鳴イメージング装置
２１  静磁場用磁石
２２  シムコイル
２３  傾斜磁場コイル
２４  RFコイル
２５  制御系
２６  静磁場電源
２７  傾斜磁場電源
２８  シムコイル電源
２９  送信器
３０  受信器
３１  シーケンスコントローラ
３２  コンピュータ
３３  入力装置
３４  表示装置
３５  演算装置
３６  記憶装置
３７  寝台
３８  ECGユニット
４０  撮像条件設定部
４１  シーケンスコントローラ制御部
４２  ｋ空間データベース
４３  血流像作成部
４４  画像データベース
４５  血流情報作成部
Ｐ  被検体
【図１】
0005613438.tif 000002
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
0005613438.tif 000011
【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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