(57)【要約】      （修正有）【課題】循環不全により血流が低下している患者、或いは心周期が安定していない患者に対しても、血管の描出能を高めることができ、また、画像診断に有用な種々の情報や種々の機能を提供することができる磁気共鳴イメージング装置を提供する。【解決手段】被検体の血管を外部から加圧する加圧装置２０３に接続されるように構成された磁気共鳴イメージング装置１であって、被検体に対して虚血状態と再灌流状態とを生じさせるように、加圧装置を制御する加圧制御部と、加圧装置による加圧の状況に基づいて撮像の開始タイミングを決定する決定部と、開始タイミングに従って、被検体を撮像する撮像部６００と、撮像によって収集したデータを用いて画像を生成する生成部と、を備える。【選択図】図２
2018175856.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の血管を外部から加圧する加圧装置に接続されるように構成された磁気共鳴イメージング装置であって、
被検体に対して虚血状態と再灌流状態とを生じさせるように、前記加圧装置を制御する加圧制御部と、
前記加圧装置による加圧の状況に基づいて撮像の開始タイミングを決定する決定部と、
前記開始タイミングに従って、前記被検体を撮像する撮像部と、
撮像によって収集したデータを用いて画像を生成する生成部と、
を備える磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記決定部は、前記加圧装置による血管の加圧に応じて得られる前記被検体の生体情報に基づいて、撮像の開始タイミングを決定する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記撮像部は、非造影ＭＲＡ（Magnetic Resonance Angiography）、もしくは造影剤を用いたＭＲＡにより、血管像を撮像する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記決定部は、前記被検体の脈波伝播時間に基づいて撮像の開始タイミングを決定する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記決定部は、加圧前に測定した脈波伝播時間と、前記虚血状態と前記再灌流状態を生じさせた後に測定される脈波伝播時間との比を用いて撮像の開始タイミングを決定する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記加圧制御部は、前記虚血状態と前記再潅流のサイクルが繰り返されるように、前記加圧装置を制御する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記加圧制御部は、
前記虚血状態と前記再潅流とを生じさせる前に、抹消脈波が平坦になる程度に前記血管を加圧して加圧初期値を取得し、
前記加圧初期値に所定のマージンを加えた圧力で加圧することにより、前記血管を虚血状態にする、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記加圧制御部は、前記被検体の血流量に関連付けられた生体情報を測定し、
測定した前記生体情報を用いて、前記加圧装置による加圧を停止する、
請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
前記生成部は、前記虚血状態のときに取得された第１の画像と、前記再環流後に取得された第２の画像との差分処理により、血管像を生成する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
被検体の血管を外部から加圧する加圧装置と、
前記被検体に対して虚血状態と再灌流状態とを生じさせるように、前記加圧装置を制御する加圧制御部と、
前記加圧装置による加圧の状況に基づいて撮像の開始タイミングを決定する決定部と、
前記開始タイミングに従って、前記被検体を撮像する撮像部と、
撮像によって収集した前記データを用いて画像を生成する生成部と、
を備える磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項１１】
前記加圧装置は駆血帯を有し、
前記加圧制御部は、前記駆血帯による加圧によって前記血管を虚血状態にし、その後前記駆血帯を緩めて再灌流させるサイクルを実行することにより、前記被検体の血流量増加効果、及び抗不整脈効果の少なくとも１つの効果を得る、
請求項１０に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項１２】
被検体に対して虚血状態と再灌流状態とを生じさせるように、前記被検体の血管を加圧し、
加圧の状況に基づいて、撮像の開始タイミングを決定し、
前記開始タイミングに従って、前記被検体を撮像し、
撮像によって収集したデータを用いて画像を生成する、
磁気共鳴イメージング方法。
【請求項１３】
解析部、をさらに備え、
前記撮像部は、
前記虚血状態と前記再灌流のサイクルを少なくとも１回含む遠隔虚血コンディショニングを実行する前に、前記被検体由来の生体現象を測定するための第１の撮像を行い、第１のデータを収集し、
前記遠隔虚血コンディショニングの実行後に、前記生体現象を測定するための第２の撮像を行い、第２のデータを収集し、
前記解析部は、
前記第１のデータに対して第１の解析を行い、
前記第２のデータに対して第２の解析を行い、
前記第１の解析結果と、前記第２の解析結果とから、前記被検体の生体現象の変化を評価する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１４】
前記撮像部は、
前記虚血状態と前記再灌流のサイクルを少なくとも１回含む遠隔虚血コンディショニングを実行する前に、前記被検体における拡散(diffusion)、灌流(perfusion)、ＢＯＬＤ(blood oxygenation level dependent)、ＯＥＦ(oxygen extraction fraction)、化学シフト(chemical shift)、ＭＲＳ(magnetic resonance spectroscopy)、磁化移動(magnetization transfer) 、及び、ＣＥＳＴ(chemical exchange saturation transfer)の少なくとも一つの被検体由来の生体現象を測定するための第１の撮像を行い、第１のデータを収集し、
前記遠隔虚血コンディショニングの実行後に、前記生体現象を測定するための第２の撮像を行い、第２のデータを収集し、
前記解析部は、
前記第１のデータに対して第１の解析を行い、
前記第２のデータに対して第２の解析を行い、
前記第１の解析結果と、前記第２の解析結果とから、前記被検体の生体現象の変化を評価する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１５】
前記撮像部は、
前記第１の撮像で、複数のｂ値を用いた第１の拡散強調イメージングを行い、第１のデータを収集し、
前記第２の撮像で、前記複数のｂ値を用いた第２の拡散強調イメージングを行い、第２のデータを収集し、
前記解析部は、
前記第１のデータに対して第１のＩＶＩＭ(Intravoxel Incoherent Motion)解析を行い、
前記第２のデータに対して第２のＩＶＩＭ解析を行い、
前記第１のＩＶＩＭ解析結果と、前記第２のＩＶＩＭ解析結果とから、前記被検体の生体現象の変化を評価する、
請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１６】
前記解析部は、
前記第１の解析の結果と、前記第２の解析の結果とから、前記被検体の生体現象の変化を評価し、
前記被検体の関心領域のうち、組織性状の異常領域と、正常領域とを区別する、
請求項１４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１７】
前記解析部は、
前記第１のＩＶＩＭ解析の結果と、前記第２のＩＶＩＭ解析の結果とから、前記被検体の生体現象の変化を評価し、
前記被検体の関心領域のうち、組織性状の異常領域と、正常領域とを区別する、
請求項１５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１８】
前記解析部は、
前記第１のＩＶＩＭ解析の結果と、前記第２のＩＶＩＭ解析の結果とから、脳梗塞領域のうち、救済困難な領域である梗塞コア（infarction core）と、機能的障害があるものの救済可能な領域であるペナンブラ（penumbra）とを、区別する(distinguish)、 
請求項１５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１９】
前記解析部は、
前記第１のＩＶＩＭ解析によって算出される、前記遠隔虚血コンディショニングの実行前の第１のパラメータと、前記第２のＩＶＩＭ解析によって算出される、前記遠隔虚血コンディショニングの実行後の第２のパラメータとを用いて、前記梗塞コアと前記ペナンブラとを区別する、 
請求項１８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２０】
前記第１のパラメータは、前記遠隔虚血コンディショニングの実行前における灌流と拡散の比率を示す第１の灌流比率（first perfusion fraction）であり、 
前記第２のパラメータは、前記遠隔虚血コンディショニングの実行後における灌流と拡散の比率を示す第２の灌流比率であり、 
前記解析部は、前記第１の灌流比率と前記第２の灌流比率とを用いて、前記梗塞コアと前記ペナンブラとを区別する、 
請求項１９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２１】
前記解析部は、
前記第１の灌流比率と前記第２の灌流比率との差分を画素毎に算出し、前記差分が所定の第１閾値よりも大きい画素は前記ペナンブラに含まれると判定し、前記差分が所定の第２閾値よりも小さい画素は前記梗塞コアに含まれると判定する、 
請求項２０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２２】
前記第１のパラメータは、前記遠隔虚血コンディショニングの実行前における、灌流に起因する信号低下の程度を示す第１の擬似拡散係数（first pseudo-diffusion coefficient）であり、 
前記第２のパラメータは、前記遠隔虚血コンディショニングの実行後における、灌流に起因する信号低下の程度を示す第２の擬似拡散係数であり、 
前記解析部は、前記第１の擬似拡散係数と前記第２の擬似拡散係数とを用いて、前記梗塞コアと前記ペナンブラとを区別する、 
請求項１９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【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システム、磁気共鳴イメージング装置、及び磁気共鳴イメージング方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング装置は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波（ＲＦ：Radio Frequency）信号で励起し、励起に伴って被検体から発生する磁気共鳴信号（ＭＲ（Magnetic Resonance）信号）を再構成して画像を生成する撮像装置である。
【０００３】
磁気共鳴イメージング装置を用いた撮像法の中において、造影剤を用いることなく血管や血流を撮像する非造影ＭＲＡ（Magnetic Resonance Angiography）と呼ばれる撮像法が知られている。
【０００４】
非造影ＭＲＡには、ＴＯＦ（Time-of-flight）法、ＰＣ（phase contrast）法、ＦＢＩ（fresh blood imaging）法、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ（time-spatial labeling inversion pulse）法と呼ばれると呼ばれる、夫々異なった撮像原理に基づく撮像法が含まれる。
【０００５】
これら各種の非造影ＭＲＡでは、以下の生理学的要因により、従来の方法で撮像した場合、血管の描出能が劣化する可能性がある。
【０００６】
例えば、心疾患をもつ患者は、循環不全により血流が低下しているため、撮像面内への血液の流入効果が弱くなる結果、血管の描出能が劣化する可能性がある。
【０００７】
また例えば、不整脈等が原因で心周期が安定していない患者では、心電同期を併用した非造影ＭＲＡにおいて、意図した撮像タイミング（例えば、収縮期と拡張期といったタイミング）で信号を収集できなくなる結果、血管の描出能が劣化する可能性がある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開２０１０−０６３８７１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
本発明が解決しようとする課題は、循環不全により血流が低下している患者、或いは心周期が安定していない患者に対しても、血管の描出能を高めることができ、また、画像診断に有用な種々の情報や種々の機能を提供することができる磁気共鳴イメージング装置、磁気共鳴イメージングシステム、及び磁気共鳴イメージング方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
一実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、被検体の血管を外部から加圧する加圧装置に接続されるように構成された磁気共鳴イメージング装置であって、被検体に対して虚血状態と再灌流状態とを生じさせるように、前記加圧装置を制御する加圧制御部と、前記加圧装置による加圧の状況に基づいて撮像の開始タイミングを決定する決定部と、前記開始タイミングに従って、前記被検体を撮像する撮像部と、撮像によって収集したデータを用いて画像を生成する生成部と、を備える。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】第１及び第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージングシステムの全体構成例を示す構成図。
【図２】第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージングシステムのＲＩＣ併用撮像に関する構成を含むブロック図。
【図３】ＲＩＣのメカニズムの概念を説明する図。
【図４】ＲＩＣ効果のうち、血流量増加効果の概念を模式的に示した図。
【図５】非造影ＭＲＡの範疇に含まれる各種の撮像法における生理学的要因による描出能等の低下と、ＲＩＣ効果による描出能の改善効果との関係を模式的に示した図。
【図６】第１の実施形態の詳細動作を示すフローチャート。
【図７】脈波伝搬時間の概念を説明する図。
【図８】脈波伝搬時間と血流量との関係を模式的に示す図。
【図９】第１の実施形態の動作概念を示すタイミングチャート。
【図１０】第２の実施形態の動作例を示すフローチャート。
【図１１】第２の実施形態で生成される画像の概念を示す図。
【図１２】急性期脳梗塞が起こっている脳のアキシャル断面を模式的に示した図。
【図１３】発症からの経過時間による梗塞コアと虚血性ペナンブラの領域の変化を示す図。
【図１４】第３の実施形態の処理概念を説明する図。
【図１５】第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージングシステムのＲＩＣ併用撮像に関する構成を含むブロック図。
【図１６】第３の実施形態の動作例を示すフローチャート。
【図１７】ＩＶＩＭ撮像のパルスシーケンスの一例を示す図。
【図１８】ＩＶＩＭ画像のボクセルにおける、ｂ値に対する信号強度比の概念をしめすグラフ。
【図１９】ｂ値に対する信号強度比特性の、ＲＩＣ前後の変化を模式的に示す図。
【図２０】ＲＩＣ実施前後における灌流比率の差分Δｆを用いて、虚血性ペナンブラと梗塞コアとを区別する概念を説明する図。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
以下、本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージングシステム、磁気共鳴イメージング装置、及び磁気共鳴イメージング方法を、添付図面に基づいて説明する。
【００１３】
（第１の実施形態）
図１は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１及び磁気共鳴イメージングシステム２００の全体構成を示すブロック図である。実施形態の磁気共鳴イメージング装置１は、磁石架台１００、制御キャビネット３００、コンソール４００、寝台５００等を備えて構成される。
【００１４】
また、実施形態の磁気共鳴イメージングシステム２００は、磁気共鳴イメージング装置１の構成に加えて、心電計２０１、脈波計２０２、及び加圧装置２０３を備える。以下では、まず、磁気共鳴イメージング装置１の構成について説明する。
【００１５】
磁石架台１００は、静磁場磁石１０、傾斜磁場コイル１１、ＷＢ（Whole Body）コイル１２等を有しており、これらの構成品は円筒状の筐体に収納されている。寝台５００は、寝台本体５０と天板５１を有している。また、磁気共鳴イメージング装置１は、被検体に近接して配設されるアレイコイル２０を有している。
【００１６】
制御キャビネット３００は、傾斜磁場電源３１（Ｘ軸用３１ｘ、Ｙ軸用３１ｙ、Ｚ軸用３１ｚ）、ＲＦ受信器３２、ＲＦ送信器３３、及びシーケンスコントローラ３４を備えている。
【００１７】
磁石架台１００の静磁場磁石１０は、概略円筒形状をなしており、被検体（例えば、患者）の撮像領域であるボア（即ち、静磁場磁石１０の円筒内部の空間）内に静磁場を発生させる。静磁場磁石１０は超電導コイルを内蔵し、液体ヘリウムによって超電導コイルが極低温に冷却されている。静磁場磁石１０は、励磁モードにおいて静磁場用電源（図示せず）から供給される電流を超電導コイルに印加することで静磁場を発生し、その後、永久電流モードに移行すると、静磁場用電源は切り離される。一旦永久電流モードに移行すると、静磁場磁石１０は長時間、例えば１年以上に亘って、大きな静磁場を発生し続ける。なお、静磁場磁石１０を永久磁石として構成しても良い。
【００１８】
傾斜磁場コイル１１も概略円筒形状をなし、静磁場磁石１０の内側に固定されている。この傾斜磁場コイル１１は、傾斜磁場電源（３１ｘ、３１ｙ、３１ｚ）から供給される電流によりＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の方向に傾斜磁場を被検体に印加する。
【００１９】
寝台５００の寝台本体５０は天板５１を上下方向に移動可能であり、撮像前に天板５１に載った被検体を所定の高さまで移動させる。その後、撮像時には天板５１を水平方向に移動させて被検体をボア内に移動させる。
【００２０】
ＷＢコイル１２は、傾斜磁場コイル１１の内側に被検体を取り囲むように概略円筒形状に固定されている。ＷＢコイル１２は、ＲＦ送信器３３から伝送されるＲＦパルスを被検体に向けて送信する一方、水素原子核の励起によって被検体から放出される磁気共鳴信号を受信する。
【００２１】
アレイコイル２０はＲＦコイルであり、被検体から放出される磁気共鳴信号を被検体に近い位置で受信する。アレイコイル２０は、例えば、複数の要素コイルから構成される。アレイコイル２０は、被検体の撮像部位に応じて、頭部用、胸部用、脊椎用、下肢用、或いは全身用など種々のタイプがあるが、図１では胸部用のアレイコイル２０を例示している。
【００２２】
ＲＦ送信器３３は、シーケンスコントローラ３４からの指示に基づいて、ＷＢコイル１２にＲＦパルスを送信する。一方、ＲＦ受信器３２は、ＷＢコイル１２やアレイコイル２０によって受信された磁気共鳴信号を検出し、検出した磁気共鳴信号をデジタル化して得られる生データをシーケンスコントローラ３４に送る。
【００２３】
シーケンスコントローラ３４は、コンソール４００による制御のもと、傾斜磁場電源３１、ＲＦ送信器３３およびＲＦ受信器３２をそれぞれ駆動することによって被検体のスキャンを行う。そして、シーケンスコントローラ３４は、スキャンを行ってＲＦ受信器３２から生データを受信すると、その生データをコンソール４００に送る。
【００２４】
シーケンスコントローラ３４は、処理回路（図示を省略）を具備している。この処理回路は、例えば所定のプログラムを実行するプロセッサや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等のハードウェアで構成される。 
【００２５】
なお、図１に示す磁気共鳴イメージング装置１の構成のうち、コンソール４０以外の構成品（制御キャビネット３００、磁石架台１００及び寝台５００）で、撮像部６００を構成している。撮像部６００は、スキャナ６００と呼ぶ場合がある。
【００２６】
コンソール４００は、処理回路４０、記憶回路４１、ディスプレイ４２、及び入力デバイス４３を有するコンピュータとして構成されている。
【００２７】
記憶回路４１は、ＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭ（Random Access Memory）の他、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）や光ディスク装置等の外部記憶装置を含む記憶媒体である。記憶回路４１は、各種の情報やデータを記憶する他、処理回路４０が具備するプロセッサが実行する各種のプログラムを記憶する。
【００２８】
入力デバイス４３は、例えば、マウス、キーボード、トラックボール、タッチパネル等であり、各種の情報やデータを操作者が入力するための種々のデバイスを含む。ディスプレイ４２は、液晶ディスプレイパネル、プラズマディスプレイパネル、有機ＥＬパネル等の表示デバイスである。
【００２９】
処理回路４０は、例えば、ＣＰＵや、専用又は汎用のプロセッサを備える回路である。プロセッサは、記憶回路４１に記憶した各種のプログラムを実行することによって、後述する各種の機能を実現する。処理回路４０は、ＦＰＧＡ（field programmable gate array）やＡＳＩＣ（application specific integrated circuit）等のハードウェアで構成してもよい。これらのハードウェアによっても後述する各種の機能を実現することができる。また、処理回路４０は、プロセッサとプログラムによるソフトウェア処理と、ハードウェア処理とを組み合わせて、各種の機能を実現することもできる。
【００３０】
これらの各構成品によって、コンソール４００は、磁気共鳴イメージング装置１全体を制御する。具体的には、検査技師等の操作者による、マウスやキーボード等（入力デバイス４２）の操作によって撮像条件その他の各種情報や指示を受け付ける。そして、処理回路４０は、入力された撮像条件に基づいてシーケンスコントローラ３４にスキャンを実行させる一方、シーケンスコントローラ３４から送信された生データに基づいて画像を再構成する。再構成された画像はディスプレイ４２に表示され、或いは記憶回路４１に保存される。
【００３１】
上述したように、磁気共鳴イメージングシステム２００は、上記の磁気共鳴イメージング装置１の構成に加えて、心電計２０１、脈波計２０２、及び加圧装置２０３を備える。
【００３２】
心電計２０１は、被検体の胸部体表面に貼り付けられた複数の電極から出力される信号に基づいて、Ｒ波を含むＥＣＧ（electrocardiogram）信号を生成する。
【００３３】
脈波計２０２は、心臓の拍動に伴う末梢血管系内の血圧或いは体積の変化である脈波を測定する装置である。脈波は、通常、手の指先において測定する場合が多く、本実施形態の脈波計２０２も、被検体の手の指先に装着する脈波プローブからの信号に基づいて脈波を測定する。脈波計２０２は、例えばパルスオキシメータと呼ばれる測定器であり、手の指先の経皮的酸素飽和度（SpO2）を光学的に測定することにより、動脈血の変動（即ち、脈波）を測定する。
【００３４】
加圧装置２０３は、駆血帯２０４、ポンプ、チューブ等を備えて構成される。駆血帯２０４は、血圧計のカフ（腕帯）に相当する締め具であり、ポンプからチューブを介して空気を駆血帯２０４に送りこむことにより、血管にカフの内圧に相当する圧力を印加して、腕等の血管を締め付ける。血管に印加する圧力は、カフの内圧としてモニタすることができ、この圧力の単位は、通常、ｍｍＨｇで表される。
【００３５】
腕に巻いた駆血帯２０４の印加圧力を高めていくと、血管が閉塞し、末梢組織への血液供給が急激に不足する状態となる。この状態が虚血状態（或いは、単に虚血）と呼ばれている。虚血状態になった後、駆血帯２０４を緩めていくと（即ち、駆血帯２０４の印加圧力を低下させていくと）、血液が流れ始め出す。これが再灌流と呼ばれる現象である。
【００３６】
後述するように、心臓から離れた部位（例えば、腕部）を駆血帯２０４で圧迫して虚血状態にした後、駆血帯２０４を緩めて再灌流させるというサイクルを１回或いは複数回繰り返すことにより、生体由来の虚血耐性反応（即ち、虚血に対する内因性防御機能）が発生することが知られている。また、上記の虚血と再灌流とを複数回繰り返す行為を、ＲＩＣ（Remote Ischemic Conditioning: 遠隔虚血コンディショニング）と呼んでいる。ＲＩＣは、人工的な軽度の虚血負荷により内因性の耐性（細胞保護現象）を誘導する方法であり、脳梗塞や心筋梗塞などの虚血性疾患における細胞損傷の軽減等、治療への応用が期待されている。
【００３７】
本実施形態の磁気共鳴イメージングシステム２００、磁気共鳴イメージング装置１、及び磁気共鳴イメージング方法は、ＲＩＣによって生じる生理学的な効果（以下、ＲＩＣ効果と呼ぶ）を利用して、非造影ＭＲＡ、又は造影剤を用いたＭＲＡの描画能を高めようとするものである。ＲＩＣ効果を利用した撮像を、以下、ＲＩＣ併用撮像と呼ぶものとする。なお、後述するように、ＲＩＣ効果として、血流量増加効果や抗不整脈効果が知られている。以下では、主に非造影ＭＲＡを用いた磁気共鳴イメージングシステム２００、磁気共鳴イメージング装置１、及び磁気共鳴イメージング方法の実施形態について説明するが、本実施形態は非造影ＭＲＡに限定されるものではなく、造影剤を用いたＭＲＡの実施形態にも適用可能である。
【００３８】
図２は、ＲＩＣ効果を利用してＲＩＣ併用撮像を行う本実施時形態の磁気共鳴イメージングシステム２００（及び磁気共鳴イメージング装置１）の機能ブロック図である。
【００３９】
上述したように、磁気共鳴イメージングシステム２００は、磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）１と、これに接続される心電計２０１及び脈波計２０２を有すると共に、駆血帯２０４を具備する加圧装置２０３を有している。
【００４０】
一方、磁気共鳴イメージング装置１の処理回路４０は、図２に示すように、脈波伝搬時間測定機能４０１、撮像開始タイミング判定機能４０２、加圧装置制御機能４０３、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４、再構成処理機能４０５、及び画像処理機能４０６の各機能を、例えば、プロセッサによる所定のプログラムの実行によって実現する。
【００４１】
ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４は、入力デバイス４３の操作によるユーザからの撮像開始指示を受け付けると、直ぐに撮像を開始するのではなく、先ず、加圧装置制御機能４０３に対して、加圧装置４０３を制御するように指令を出す。
【００４２】
この指令を受けると、加圧装置制御機能４０３は加圧装置２０３の制御を開始する。具体的には、駆血帯２０４による加圧によって血管を虚血状態にし、その後駆血帯２０４を緩めて血液を再灌流させるというサイクルを繰り返すように加圧装置２０３を制御する。
【００４３】
一方、脈波伝搬時間測定機能４０１及び撮像開始タイミング判定機能４０２は、加圧装置２０３による血管の加圧に応じて得られる被検体の生体情報に基づいて、撮像の開始タイミングを決定する。
【００４４】
具体的には、脈波伝搬時間測定機能４０１は、心電計２０１から出力されるＥＣＧ信号と、脈波計２０２から出力される脈波信号とから、被検体の生体情報として、脈波伝搬時間（ＰＷＴＴ：Pulse Wave Transit Time）を測定する。
【００４５】
一方、撮像開始タイミング判定機能４０２は、加圧前（或いは、虚血と再灌流のサイクルの開始前）に測定した脈波伝播時間（ＰＷＴＴinit）と、加圧開始後（或いは、虚血と再灌流のサイクルの開始後）に測定される脈波伝播時間ＰＷＴＴとの比を用いて、ＲＩＣ併用撮像の開始タイミングを決定する。
【００４６】
撮像開始タイミング判定機能４０２により、ＲＩＣ併用撮像の開始タイミングが決定されると、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４は、撮像部６００のシーケンスコントローラ３４に対して、実際に撮像を開始するように指示を出す。
【００４７】
脈波伝搬時間測定機能４０１、撮像開始タイミング判定機能４０２、加圧装置制御機能４０３、及びＲＩＣ併用撮像制御機能４０４の、さらに詳細な機能については、後述する。
【００４８】
本実施形態が対象とする撮像法は主に非造影ＭＲＡである。撮像が開始されると、被検体からのＭＲ（Magnetic Resonance）信号が取得される。そして、再構成処理機能４０５によって、ＭＲ信号に対して逆フーリエ変換等の再構成処理が行われ、実空間画像としての血管像が生成される。
【００４９】
再構成された実空間画像は、画像処理機能４０６によって、所定の画像処理、例えば、ＭＩＰ（Maximum Intensity Projection）処理や所定のレンダリング処理等が施される。画像処理された血管像は、ディスプレイ４２に出力され、表示される。
【００５０】
（ＲＩＣのメカニズムとＲＩＣ効果）
図３は、ＲＩＣのメカニズムの概念を説明する図である。前述したように、ＲＩＣのメカニズムは、概略以下のとおりである。まず、心臓から遠隔した部位、例えば、上腕部に取り付けた駆血帯２０４の締め付けと弛緩とを繰り返すことによって、虚血と再灌流とが繰り返し引き起こされる。虚血と再灌流との繰り返しによって、求心性神経支配（afferent innervation）と呼ばれる神経情報が脳に伝達される。そうすると、脳から、交感神経及び副交感神経を介して、脳から心臓に対して刺激が与えられる。このＲＩＣのメカニズムに基づく生体反応は、虚血耐性反応（remote preconditioning reflex）とも呼ばれる。虚血耐性反応は、虚血によって不足した酸素等を補うために、心臓の活動を活発化させる生体反応と考えることができる。
【００５１】
このメカニズムによって脳から心臓に刺激が与えられると、少なくとも以下の２つのＲＩＣ効果が得られることが知られている。
【００５２】
第１のＲＩＣ効果は、血流量を増加させる効果である。図４は、ＲＩＣ効果のうち、血流量増加効果の概念を模式的に示した図である。加圧装置２０３を制御することにより、虚血と再灌流のサイクルを繰り返すと、虚血の期間内や再灌流の期間内で血流量の小さな変動はあるものの、平均的な血流量は図４に示すように徐々に増加していくことが知られている。ＲＩＣによるこの生体現象が、血流量増加効果である。
【００５３】
第２のＲＩＣ効果は、抗不整脈効果である。上記と同様に、上腕部等に取り付けた駆血帯２０４を用いて、心周期が不安定な被検体に対して、虚血と再灌流のサイクルを繰り返すことにより、不整脈が抑制され、心周期が安定化するという効果（即ち、抗不整脈効果）が得られることが知られている。
【００５４】
一方、非造影ＭＲＡの多くの撮像法においては、生理学的要因によって描出能等が低下することが知られている。図５は、非造影ＭＲＡの範疇に含まれる各種の撮像法における生理学的要因による描出能等の低下と、上述したＲＩＣ効果による描出能の改善効果との関係を模式的に示した図である。
【００５５】
図５の左側の列には、非造影ＭＲＡの各種の撮像法を列挙している。これらのうち、ＴＯＦ（Time-of-flight）法は、撮像面内への新鮮な血液スピンの流入効果を用いて血管像を得る撮像法である。ＰＣ（Phase Contrast）法は、血液の流れによって生じる血液スピンの位相差を用いて血管像を得る撮像法である。
【００５６】
ＦＢＩ（Fresh Blood Imaging）法は、血液、水、組織間のコントラストや血流速度の違いを用いて血管像を得る撮像法である。ＦＢＩ法によれば、例えば、収縮期と拡張期とで収集された２つの画像を差分処理することによって、動脈と静脈とが良好に分離された血管像を生成することができる。
【００５７】
また、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ（Time-Spatial Labeling Inversion Pulse）法は、ラベリングされた血液プロトンから、血管の形態や血液の動態を画像化することができる撮像法である。Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ法によれば、例えば、ラベリングパルスとしての領域選択的反転パルスを印加して収集される画像と、ラベリングパルスの印加なしで収集される画像とを差分処理して、背景が良好に抑圧された血管像を得ることができる。
【００５８】
また、ＳＳＦＰ（Steady-state Free Precession）法は、フローリフェーズ型の傾斜磁場波形をもち、また、Ｔ２／Ｔ１強調のコントラストをもつため、Ｔ２が長めの血液が高信号となり、流れの描出に適した撮像法である。また、Ｔ２＊ＷＩ法は、血中酸素濃度による磁化率の差を用いた撮像法である。
【００５９】
非造影ＭＲＡに属するこれら各種の撮像法の描出能は、いずれも血管内の血流量に依存する。しかしながら、心疾患をもつ患者は、循環不全により血流量が低下するという生理学的要因をもっている。この結果、これら各種の撮像法の描出能が低下する。
【００６０】
これに対して、上述したように、ＲＩＣを行うことにより血流量増加効果を得ることができる。つまり、心疾患をもつ患者に対して、虚血と再灌流とを繰り返し行うことにより、低下した血流量を増加させることができ、描出能を向上させることができる。
上述したように、ＲＩＣによって、血流量増加効果や抗不整脈効果を得ることができるが、この他、ＲＩＣには、心筋梗塞や脳梗塞などの疾病の治療に伴って発生することがある障害、例えば、虚血再灌流障害（ＩＲＩ：ischemia-reperfusion injury）を防ぐ、或いは、低減する効果がある。この場合、ＲＩＣを適用するタイミングによって、ＲＩ−preＣ（remote ischemic preconditioning）、ＲＩ−perＣ（remote ischemic perconditioning）、及び、ＲＩ−postＣ（remote ischemic postconditioning）の３つのタイプに分類される。これらのうち、ＲＩ−preＣは、虚血再灌流障害における虚血の前に適用されるＲＩＣであり、ＲＩ−perＣは、虚血再灌流障害における虚血の発症後に適用されるＲＩＣであり、ＲＩ−postＣは、虚血再灌流障害における灌流時に適用されるものである。なお、虚血再灌流障害における虚血及び再灌流と、これまで説明したＲＩＣにおける虚血及び再灌流とは、異なる事象であるので注意されたい。
【００６１】
一方、非造影ＭＲＡのこれら各種の撮像法では、心電同期を用いた撮像がしばしば行われる。例えば、ＥＣＧ信号のＲ波の位置から所定の遅延時間後に撮像する撮像法や、拡張期や収縮期といった特定の心時相で撮像する撮像法が心電同期撮像法である。しかしながら、心疾患をもつ患者は心周期が不安定となるため、所望の同期タイミングで撮像できないという問題が生じる。
【００６２】
これに対して、上述したように、ＲＩＣを行うことにより抗不整脈効果を得ることができる。つまり、心疾患をもつ患者に対して、虚血と再灌流とを繰り返し行うことにより、心周期を安定させることができ、所望の同期タイミングでの撮像が可能となる。この結果、描出能を向上させることができる。
【００６３】
（詳細動作）
図６は、実施形態の磁気共鳴イメージングシステム２００、及び磁気共鳴イメージング装置１の詳細動作を示すフローチャートである。なお、図６は、実施形態の磁気共鳴イメージング方法の手順を示すフローチャートでもある。
【００６４】
図７は、脈波伝搬時間の概念を説明する図であり、図８は、脈波伝搬時間と血流量との関係を模式的に示す図である。また、図９は、実施形態の磁気共鳴イメージングシステム２００、及び磁気共鳴イメージング装置１の動作概念を示すタイミングチャートである。以下、図６乃至図９を用いて、実施形態の磁気共鳴イメージングシステム２００、及び磁気共鳴イメージング装置１の詳細動作について説明する。
【００６５】
まず、図６のステップＳＴ１００で、処理回路４０のＲＩＣ併用撮像制御機能４０４は、ユーザからの撮像開始指示を受け付ける。撮像開始指示は、ユーザが入力デバイス４３を操作することによってＲＩＣ併用撮像制御機能４０４に与えられる。
【００６６】
ユーザが行う操作は、ステップＳＴ１００における、入力デバイス４３を介した撮像開始の指示のみであり、これ以降、実際に撮像が実行されるまでの処理（即ち、ステップＳＴ１０１からステップＳＴ１０８までの処理）は、磁気共鳴イメージングシステム２００、及び磁気共鳴イメージング装置１が自動的に行う。したがって、以下に示すＲＩＣ併用撮像において、ユーザに対する新たな操作負担はほとんど発生しない。
【００６７】
撮像開始指示を受け付けると、ステップＳＴ１０１において、被検体の脈波伝搬時間（ＰＷＴＴ）を測定する。このとき測定される脈波伝搬時間は、脈波伝搬時間の初期値（ＰＷＴＴinit）である。脈波伝搬時間は、心電計２０１、脈波計２０２、及び処理回路４０の脈波伝搬時間測定機能４０１によって測定される。
【００６８】
図７に示すように、脈波伝搬時間は、心電計２０１から出力されるＥＣＧ信号に含まれるＲ波のピーク時刻と、脈波計２０２から出力される脈波の立ち上がり時刻との差として定義される時間である。なお、脈波計２０２のプローブ（例えば、経皮的酸素飽和度（SpO2）を光学的に測定するプローブ）は、通常、手の指先に装着される。したがって、脈波伝搬時間は、概ね、心臓から拍出された動脈血が手の指先まで伝搬するまでに時間と考えることができる。脈波伝搬時間測定機能４０１は、Ｒ波のピーク時刻と、脈波の立ち上がり時刻とを検出し、２つの時刻差を求めることにより、脈波伝搬時間を測定する。
【００６９】
本実施形態において、脈波伝搬時間を測定する理由は、ＲＩＣによる血流量増加効果を評価するためである。即ち、以下に説明するように、脈波伝搬時間を測定することにより、血流量を間接的に評価することが可能であるからである。
【００７０】
以下の式で示すように、脈波伝搬時間（ＰＷＴＴ）と心拍１回分の拍出量ＳＶの間には、負の相関があることが知られている。
ＳＶ≒γ・[α・（PWTT）+β]                      （式１）
ここで、αは負の定数、β及びγは正の定数である。
【００７１】
また、血流量ＣＯ（即ち、１分間の心拍出量）は、以下の式で示すように、心拍１回分の拍出量ＳＶと、１分間の心拍数ＨＲ（heart rate）との積で表される。
ＣＯ＝ＳＶ・（ＨＲ）                          （式２）
【００７２】
（式１）及び（式２）より、血流量ＣＯと脈波伝搬時間（ＰＷＴＴ）との間には以下の関係式が成り立つ。
ＣＯ≒γ・[α・（PWTT）+β]・（ＨＲ）            （式３）
【００７３】
したがって、血流量ＣＯと脈波伝搬時間（ＰＷＴＴ）との間には、図８に示すように負の相関が存在する。したがって、脈波伝搬時間（ＰＷＴＴ）を測定することにより、間接的に血流量ＣＯを評価することができる。つまり、脈波伝搬時間の初期値（ＰＷＴＴinit）を測定したときの血流量の初期値をＣＯinitとしたとき、脈波伝搬時間（ＰＷＴＴ）がその初期値（ＰＷＴＴinit）よりも減少した場合には、血流量ＣＯは、その初期値（ＣＯinit）よりも増加したとみなすことができる。
【００７４】
ステップＳＴ１０１における脈波伝搬時間の初期値（ＰＷＴＴinit）の測定は、加圧装置２０３による加圧の前に行われる（図９の下段のタイミングチャートの左側参照）。
【００７５】
図６に戻り、ステップＳＴ１０２において、被検体の四肢（例えば、上腕部）を、血流遮断状態になるまで加圧する。そして、この時の加圧圧力を、圧力初期値Ｐinit（ｍｍＨｇ）として取得し保持する。
【００７６】
ステップＳＴ１０２の処理は、処理回路４０のＲＩＣ併用撮像制御機能４０４からの加圧開始指令を受けて、加圧制御機能４０３が加圧装置２０３を制御することによって行われる。例えば、加圧制御機能４０３は、加圧装置２０３の駆血帯２０４の加圧圧力を徐々に上昇させつつ、脈波計２０２から得られる末梢脈波（即ち、指先の脈波）の波形をモニタする。そして、加圧制御機能４０３は、末梢脈波の波形が概ねフラットになったことをもって、血流遮断状態になったと判断し、加圧装置２０３の加圧の上昇を一旦停止する。そして、その時の駆血帯２０４の圧力を、圧力初期値Ｐinit（ｍｍＨｇ）として取得する。
【００７７】
なお、ステップＳＴ１０２の実行タイミングは、図９の上段のタイミングチャートの左側に図示されている。
【００７８】
ステップＳＴ１０３からステップＳＴ１０６までの処理が、虚血と再灌流のサイクルを実施して、血流量を増加させるための処理に該当する。
【００７９】
まず、ステップＳＴ１０３では、加圧制御機能４０３は、加圧装置２０３の駆血帯２０４の圧力を所定の圧力で、所定の期間Ｔiscだけ加圧して、血流を遮断して虚血状態に到らしめる。ここで、所定の圧力とは、圧力初期値Ｐinitに所定のマージンｍを付加した圧力（Ｐinit＋ｍ）であり、例えば、Ｐinit＋２０（ｍｍＨｇ）といった圧力である。圧力初期値Ｐinitにマージンを付加した圧力で加圧することにより、より確実に虚血状態に到ら示すことができる。また、所定の期間Ｔiscは、臨床的な実験等によって決定すればよく、例えば、約５分といった期間である。
【００８０】
所定期間だけ加圧した後、ステップＳＴ１０４では、加圧制御機能４０３は、加圧装置２０３の駆血帯２０４を緩め（即ち、圧力を印加しない状態にし）、血液を再灌流させる。再灌流の期間Ｔrepも、臨床的な実験等によって決定すればよく、例えば、約３分から約５分といった期間である。
【００８１】
次に、ステップＳＴ１０５で、脈波伝搬時間ＰＷＴＴを測定する。脈波伝搬時間ＰＷＴＴの測定方法は、ステップＳＴ１０１と同じである。但し、ステップＳＴ１０１では、加圧前の脈波伝搬時間の初期値ＰＷＴＴinitを測定しているのに対して、ステップＳＴ１０５では、加圧後、虚血と再灌流のサイクルを実施中に脈波伝搬時間ＰＷＴＴを測定している。
【００８２】
ステップＳＴ１０６は、撮像を開始するか否かを判定する処理である。ステップＳＴ１０６の判定は、撮像開始タイミング判定機能４０２が行う。具体的には、撮像開始タイミング判定機能４０２は、加圧前（或いは、虚血と再灌流のサイクルの開始前）にステップＳＴ１０１で測定した脈波伝播時間の初期値ＰＷＴＴinitと、虚血と再灌流のサイクルの開始後にステップＳＴ１０５で測定した脈波伝播時間ＰＷＴＴとの比を用いて、撮像の開始タイミングを決定する。
【００８３】
例えば、初期値ＰＷＴＴinitに所定の定数Ｋ（Ｋ＜１）を乗じた値と、ステップＳＴ１０５で測定された脈波伝播時間ＰＷＴＴとを比較し、ＰＷＴＴがＫ・ＰＷＴＴinitよりも小さいか否か（ＰＷＴＴ＜Ｋ・ＰＷＴＴinit？）を判定する。
【００８４】
前述したように、血流量ＣＯとＰＷＴＴとの間には負の相関がある。したがって、ＰＷＴＴがＫ・ＰＷＴＴinit以上の場合は、まだＲＩＣによる血流量増加効果や抗不整脈効果が十分に得られていないと判断し、ステップＳＴ１０３に戻り、虚血と再灌流のサイクルを繰り返す。虚血と再灌流のサイクルは、ステップＳＴ１０６で、ＰＷＴＴがＫ・ＰＷＴＴinitよりも小さくなったと判定されるまで繰り返される。
【００８５】
ステップＳＴ１０６で、ＰＷＴＴがＫ・ＰＷＴＴinitよりも小さくなったと判定されると、ステップＳＴ１０７へ進む。ステップＳＴ１０７では、例えば、撮像開始タイミング判定機能４０２の肯定的な判定結果を受けて、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４が、シーケンスコントローラ３４に対して、撮像開始の指令を出力する。
【００８６】
ステップＳＴ１０８では、撮像開始の指令を受けて、撮像部６００が非造影ＭＲＡ撮像を実行する。
【００８７】
なお、図９は、上述したステップＳＴ１０１からステップＳＴ１０７までの処理を、駆血帯２０４の圧力の変化を示すタイミングチャート（図９の上段）と、脈波伝搬時間ＰＷＴＴの変化を示すタイミングチャート（図９の下段）とを用いて説明した図である。図９から判るように、虚血と再灌流のサイクルを繰り返すことによって、ＲＩＣ効果によって血流量が徐々に増加する。そして、血流量の増加を、脈波伝搬時間の減少の程度によって評価し、撮像開始のタイミングを決定している。
【００８８】
以上説明してきた第１の実施形態の磁気共鳴イメージングシステム２００、磁気共鳴イメージング装置１、及び磁気共鳴イメージング方法によれば、ＲＩＣ併用撮像によるＲＩＣ効果により、循環不全により血流が低下している患者、或いは心周期が安定していない患者に対しても、血管の描出能を高めることができる。
【００８９】
また、第１の実施形態のＲＩＣ併用撮像は、ユーザが撮像開始の指示をしさえすれば、その後の処理はシステム、或いは装置が自動的に処理するため、ユーザに特別な操作負担を強いることが無い。
【００９０】
また、本実施形態における撮像開始のタイミング判定は、脈波計や心電計といった低コストのデバイスを用いて脈波伝搬時間を用いて間接的に判定する手法を採用しているため、血流量の増加を直接測定するための特別な装置を必要とすることなく、脈波計や心電計といった比較的低コストのデバイスを用いて判定することができる。
また、第１の実施形態では、測定した脈波伝搬時間等の生体情報を用いて、加圧装置２０３による虚血と再灌流のサイクルを停止し、加圧装置２０３による加圧を停止するように構成することもできる。
【００９１】
なお、図１及び図２では、磁気共鳴イメージング装置１には、心電計２０１、脈波計２０２、及び加圧装置２０３が含まれない構成となっているが、必ずしもこの構成に限定されるものではない。例えば、磁気共鳴イメージング装置１が、心電計２０１、脈波計２０２、及び加圧装置２０３の全部、或いは任意の２つ、或いは任意の１つを含む構成とすることもできる。
【００９２】
（第２の実施形態）
図１０は、第２の実施形態の磁気共鳴イメージングシステム２００、磁気共鳴イメージング装置１、及び磁気共鳴イメージング方法の動作例を示すフローチャートである。第２の実施形態の磁気共鳴イメージングシステム２００及び磁気共鳴イメージング装置１の構成は、図１に示した構成と同じである。
【００９３】
まず、ステップＳＴ２００で、処理回路４０は、ユーザからの撮像開始指示を受け付ける。撮像開始指示は、ユーザが入力デバイス４３を操作することによって処理回路４０に与えられる。
【００９４】
次に、ステップＳＴ２０１で、処理回路４０は、加圧装置２０３の駆血帯２０４を加圧し、撮像対象の血管を虚血状態にする。
【００９５】
その後、ステップＳＴ２０２で、処理回路４０は、所定の非造影ＭＲＡ法（例えばＦＢＩ法）により、虚血状態となっている血管を第１の撮像によって撮像し、第１の画像を生成する。第１の撮像の開始タイミングは、例えば、脈波計２０２から取得する生体情報（即ち、脈波）の波形に基づいて決定する。例えば、処理回路４０が、脈波計２０２から取得した脈波の波形がほぼフラットになったか否かを判定することにより、血管が虚血状態になったか否かを判定することができる。
【００９６】
図１１の左上段に、虚血状態で撮像した第１の画像を模式的に示す。画像中の白い領域が虚血状態の血管を示し、その周囲の灰色領域が血管の背景を示している。虚血状態となった血管では、血流量が著しく低下するため、非造影ＭＲＡに属する多くの撮像法では血管を良好に描出することができない。例えば、血管領域の画素値は、背景に比べて低い値を示すことになる。
【００９７】
第１の撮像が終わると、ステップＳＴ２０３で、処理回路４０は、加圧装置２０３の駆血帯２０４を緩め、血液を再灌流させる。
【００９８】
その後、ステップＳＴ２０４で、処理回路４０は、第１の撮像と同じ種類の非造影ＭＲＡ法により、再灌流後の血管を第２の撮像によって撮像し、第２の画像を生成する。第２の撮像の開始タイミングも、第１の撮像と同様に、脈波計２０２から取得する生体情報（即ち、脈波）の波形に基づいて決定する。例えば、処理回路４０が、脈波計２０２から取得した脈波の波形がフラットな形状から標準的な脈波の波形に戻ったか否かを判定することにより、虚血状態から再灌流された状態に戻ったか否かを判定することができる。
【００９９】
図１１の左下段に、再灌流後に撮像した第２の画像を模式的に示す。画像中の黒い領域が再灌流後の血管を示し、その周囲の灰色領域が血管の背景を示している。再灌流後の血管では、血流量が正常な状態に戻っているため、非造影ＭＲＡに属する多くの撮像法によって血管を良好に描出することができる。例えば、血管領域の画素値は、背景に比べて高い値を示すことになる。
【０１００】
次に、ステップＳＴ２０５で、処理回路４０は、第１の画像と第２の画像とを差分処理して血管画像を生成する。
【０１０１】
図１１の右側に、第１の画像と第２の画像との差分画像を示す。第１の画像と第２の画像との差分処理により、背景領域が抑制され、血管領域のみが描出された血管画像が生成される。
【０１０２】
なお、撮像対象となる血管は、必ずしも動脈に限られるものではなく、静脈も撮像対象とすることができる。
【０１０３】
また、従来のＦＢＩ法では、心電同期を伴う撮像により、収縮期で撮像した画像と、拡張期で撮像した画像との差分処理を行うものもあるが、上述した第２の実施形態の撮像法では、心時相に関係なく撮像タイミングを設定することができる。したがって、心電同期を行う必要もない。
【０１０４】
（第３の実施形態）
第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１及び磁気共鳴イメージングシステム２００は、上述したＲＩＣを行うことによって、即ち、加圧装置２０３を用いて被検体に対して虚血と再灌流とを生じさせることによって、脳梗塞の診断と治療に有用な画像やデータを取得することを可能とするものである。
【０１０５】
脳梗塞は脳の血管が詰まる病気である。脳の血管が詰まるとその先に血液が流れなくなり、酸素や栄養が不足する。この状態が長く続くと、脳細胞が壊死し、手足の麻痺や言語障害などの様々な障害が起こってくる。
【０１０６】
初期の段階の脳梗塞、即ち、発症からの経過時間が短い脳梗塞は、急性期脳梗塞と呼ばれており、第３の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１及び磁気共鳴イメージングシステム２００が対象とするのは、この急性期脳梗塞である。
【０１０７】
急性期脳梗塞の治療目的は血流を極力早く、例えば、発症から数時間以内に、回復させることである。急性期脳梗塞に対する主な治療方法として、アルテプラーゼ(rt-PA)等の薬物によって血栓を溶融する方法や、ステント等のデバイスを用いて動脈内の血栓を除去する方法が知られている。
【０１０８】
図１２は、急性期脳梗塞が起こっている脳のアキシャル断面を模式的に示した図である。急性期脳梗塞領域（以下、単に脳梗塞領域と呼ぶ）は、図の濃い楕円で示した梗塞コアと呼ばれる領域と、斜線ハッチングの楕円で示した虚血性ペナンブラと呼ばれる領域からなっていると言われている。
【０１０９】
梗塞コアは、重度の虚血により、壊死などの構造的な破壊を受けている領域である。梗塞コアは、不可逆的な梗塞部位であり、救済困難な領域である。
【０１１０】
一方、虚血性ペナンブラは、梗塞コアの周囲にある、正常な領域と梗塞コアの中間の領域であり、中程度の虚血を受けている領域である。虚血性ペナンブラは、例えば、「機能的には障害され、梗塞に至る危険がある虚血にさらされた組織であるが、再開通やその他の方法により救済可能な組織であり、救済されなければ新たに梗塞コアを形成し、梗塞コアは時間と共に拡大する」と定義されている。
【０１１１】
図１３は、発症からの時間の経過に伴って、脳梗塞領域にうち、救済困難な梗塞コアの領域が増加し、逆に、救済可能な虚血性ペナンブラの領域が減少する様子を模式的に示した図である。急性期脳梗塞の治療は、超早期治療が重要であり、このためには、救済可能領域である虚血性ペナンブラを早期に検出することが重要となる。
【０１１２】
従来、虚血性ペナンブラの検出方法として、ＤＷＩ（Diffusion Weighted Imaging: 拡散強調イメージング）とＰＷＩ（Perfusion Weighted Imaging: 灌流強調イメージング）とのミスマッチを利用する方法（ＤＷＩ−ＰＷＩミスマッチ法）が知られている。この方法は、ＤＷＩで検出する梗塞領域と、ＰＷＩで検出する梗塞領域との差分領域を、虚血性ペナンブラの領域と判断するものである。
【０１１３】
しかしながら、ＤＷＩ−ＰＷＩミスマッチ法では、梗塞コアと虚血性ペナンブラとの境界を明瞭に区別できない、という問題が指摘されている。
【０１１４】
また、ＰＷＩは、造影剤を用いた侵襲的な撮像である。そして、急性期脳梗塞の治療においては、治療前後の評価のために、数時間ごとにＰＷＩ撮像を行うことも考えられる。このため、ＰＷＩは、患者への負担の大きな撮像である。
【０１１５】
また、ＰＷＩは、造影剤の投入後における造影剤濃度の時間変化を測定する撮像であるため、複数時相での撮像が必要であり、比較的長い撮像時間のデータから、灌流に関する情報を取得する。これに対して、急性期脳梗塞では、血流の循環動態がダイナミックに変化する。つまり、循環動態が時間と共に変化する撮像対象を、長い撮像時間をかけて撮像することになり、このため、虚血性ペナンブラの検出精度が制限されることになる。
【０１１６】
以下に述べる第３の実施形態は、上述した課題に対処するものであり、ＰＷＩを実施することなく、梗塞コアと虚血性ペナンブラとを区別し、救済可能な領域である虚血性ペナンブラの存否とその領域を、短時間で確実に検出することができる磁気共鳴イメージング装置１及び磁気共鳴イメージングシステム２００を提供する。
【０１１７】
第３の実施形態は、主に２つの着眼点に基づいている。第１の着眼点は、磁気共鳴イメージング装置１の撮像法として、ＩＶＩＭ (intravoxel incoherent motion)法を用いることである。第２の着眼点は、第１、第２の実施形態と同様に、加圧装置を用いたＲＩＣ（遠隔虚血コンディショニング）を併用することである。第３の実施形態でのＲＩＣは、脳梗塞に伴う虚血の発症後に行われるため、前述した３タイプのＲＩＣのうち、ＲＩ−perＣ（remote ischemic perconditioning）に該当することになる。
【０１１８】
図１４は、第３の実施形態の処理概念を説明する図である。図１４に示すように、第３の実施形態では、ＲＩＣを実施する前にＩＶＩＭ法による撮像（即ち、第１のＩＶＩＭ撮像）を行い、その後、ＲＩＣを行う。そして、ＲＩＣの実施後、再びＩＶＩＭ撮像（第２のＩＶＩＭ撮像）を行う。
【０１１９】
後述するように、ＩＶＩＭ法は、複数のｂ値を使用する拡散強調撮像である。ＩＶＩＭ法では、異なるｂ値に設定した複数回の拡散強調撮像によって得られたデータから、真の拡散係数Ｄ、擬似拡散係数Ｄ＊、及び、灌流比率ｆ、といったＩＶＩＭパラメータをボクセル毎に算出する。なお、本明細書においては、「ボクセル」という用語は、２次元画像における「ピクセル」を含むものとする。上記の各ＩＶＩＭパラメータの具体的な説明は後述する。
【０１２０】
第３の実施形態では、図１４に示すように、ＲＩＣ前の第１のＩＶＩＭ撮像で得られたデータから、真の拡散係数Ｄ１、擬似拡散係数Ｄ１＊、及び、灌流比率ｆ１、をボクセル毎に算出する。同様に、ＲＩＣ後の第２のＩＶＩＭ撮像で得られたデータから、真の拡散係数Ｄ２、擬似拡散係数Ｄ２＊、及び、灌流比率ｆ２、をボクセル毎に算出する。そして、ＲＩＣ前後でのＩＶＩＭパラメータの差分を求める。具体的には、ＲＩＣ前後での灌流比率の差分Δｆ（＝ｆ２−ｆ１）、及び、擬似拡散係数の差分ΔＤ＊（＝Ｄ２＊−Ｄ１＊）のいずれか一方を算出する。典型的には、ＲＩＣ前後での灌流比率の差分Δｆを、ボクセル毎に算出する。
【０１２１】
そして、灌流比率の差分Δｆの大きさ、擬似拡散係数の差分ΔＤ＊の大きさ、或いは、両者の組み合わせに基づいて、判定対象ボクセルが、梗塞コア内のボクセルであるのか、虚血性ペナンブラ内のボクセルであるのかを判定し、梗塞コアと虚血性ペナンブラとを区別する。
【０１２２】
図１５は、第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１及び磁気共鳴イメージングシステム２００のＲＩＣ併用撮像に関する構成を含むブロック図である。第３の実施形態は、再構成処理機能４０５で生成される再構成画像のデータを解析する解析機能４０７を有している。また、第３の実施形態では、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４は、スキャナ６００に対して、ＩＶＩＭ法による撮像の制御を行う。その他の構成及び機能は第１の実施形態（図２）と同じであるため、説明を省略する。
【０１２３】
図１６は、第３の実施形態の動作例を示すフローチャートである。第３の実施形態に係る解析機能４０７、及び、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４について、図１７乃至図２０を参照しつつ、図１６の処理の流れに沿って説明する。
【０１２４】
まず、ステップＳＴ３００では、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４が、入力デバイス４３を介して、ユーザからの撮像開始指示を受け付ける。
【０１２５】
撮像開始指示を受け付けると、ステップＳＴ３０１では、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４は、複数のｂ値を用いた第１のＩＶＩＭ撮像（即ち、ＲＩＣ実施前のＩＶＩＭ撮像）を実施する。
【０１２６】
図１７は、ＩＶＩＭ撮像のパルスシーケンスの一例を示す図である。ＩＶＩＭ撮像のパルスシーケンス自体は、ＤＷＩ（拡散強調イメージング）のパルスシーケンスと同じである。例えば、図１７に示すように、ＩＶＩＭ撮像のパルスシーケンスは、ＳＥ(spin echo)−ＥＰＩ(echo planer-imaging)のパルスシーケンスをベースとし、このパルスシーケンス中のリフォーカスパルスの前後に、ＭＰＧ(motion probing gradient)パルスと呼ばれる傾斜磁場パルスを付加したものである。
【０１２７】
２つ目のＭＰＧパルスの後に続く斜線ハッチングで示した期間が、ＥＰＩによるデータ収集期間である。シングルショットのＳＥ−ＥＰＩでは、このデータ収集期間に、１つのスライス分に対応する位相エンコード数のデータが収集される。図１７に示すパルスシーケンスを、異なるスライスに対して複数回印加することにより、１つのｂ値に対応する所望の３次元ボリュームデータを収集することができる。２次元のデータ収集の場合（１つのスライスデータを収集する場合）は、図１７に示すパルスシーケンスを１回行うだけで、１つのｂ値に対応するスライスデータを収集することができる。
【０１２８】
ＩＶＩＭ撮像では、このデータ収集を、ｂ値を変えながら複数回行い、異なる複数のｂ値にそれぞれ対応する複数のデータセットを収集する。ここで、ｂ値は、図１７にも示したように、
ｂ＝γ２Ｇ２τ２[Ｔ−(τ／３)]                  （式４）
で表される。ここで、γは磁気回転比であり、ＧはＭＰＧの傾斜磁場の大きさ、τはＭＰＧパルスのパルス長、Ｔは２つのＭＰＧパルスの夫々の前縁の間隔、である。ｂ値を変えるには、Ｇ、τ、及びＴの少なくとも１つの値を変えればよい。例えば、ＭＰＧパルスのパルス長τを異なる値に設定することにより、ｂ値を変えることができる。
【０１２９】
ステップＳＴ３０１では、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４が、上述したように、異なる複数のｂ値を有するＤＷＩのパルスシーケンスに従う撮像をスキャナ６００に実施させることにより、ＲＩＣ実施前の第１のＩＶＩＭ撮像を行う。
【０１３０】
次に、ＲＩＣを実施する。このＲＩＣは、第１の実施形態のステップＳＴ１０１からステップＳＴ１０６の処理と同じである。具体的には、加圧装置２０３の駆血帯２０４を用いて、被検体の腕部に対して、虚血と再灌流のサイクルを１回、或いは複数回繰り返す。このＲＩＣの実施によって、ＲＩＣ効果である血流量増加効果が得られる。
【０１３１】
ステップＳＴ１０６では、脈波伝播時間ＰＷＴＴに基づいて、血流量が所望の量まで増加したか否かを推定し、血流量が所望の量まで増加したと判定されると、ステップＳＴ３０２に進む。
【０１３２】
ステップＳＴ３０２では、撮像開始タイミング判定機能４０２が、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４に対して、第２のＩＶＩＭ撮像を開始するように指令する。そして、ステップＳＴ３０３では、ＲＩＣ併用撮像制御機能４０４が、スキャナ６００を制御して、第２のＩＶＩＭ撮像、即ち、ＲＩＣ実施後のＩＶＩＭ撮像を実施する。第２のＩＶＩＭ撮像の処理は。第１のＩＶＩＭと全く同じであり、撮像の実施時期がＲＩＣの実施の前と後で異なっているだけである。
【０１３３】
ステップＳＴ３０４では、第１のＩＶＩＭ撮像及び第２のＩＶＩＭ撮像で収集したデータを再構成して、第１のＩＶＩＭ画像及び第２のＩＶＩＭ画像を生成する。第１のＩＶＩＭ画像及び第２のＩＶＩＭ画像は、夫々、複数のｂ値に対応する複数のＩＶＩＭ画像である。なお、ｂ値は値ゼロ（ｂ＝０）を含むものとする。
【０１３４】
ステップＳＴ３０５では、第１のＩＶＩＭ画像と第２のＩＶＩＭ画像の双方に関して、１つのｂ値（例えば、ｂ＝０）に対応する画像の信号強度Ｓ（０）と、複数のｂ値（ｂ＝０を含む）に対応する画像の信号強度Ｓ（ｂ）との比、Ｓ（ｂ）／Ｓ（０）、をボクセル毎に算出する。ステップＳＴ３０５の処理は、図１５に示した解析機能４０７が行う。
【０１３５】
図１８は、ＩＶＩＭ画像における、特定の１つのボクセルの信号強度比の概念をしめすグラフである。横軸がｂ値、縦軸が信号強度比Ｓ（ｂ）／Ｓ（０）を表わしている。
通常のＤＷＩでは、ＭＰＧパルスを印加しないときの、即ち、ｂ＝０のときの信号強度Ｓ（０）に対する、ＭＰＧパルスを印加したときの信号強度Ｓ（ｂ）の比は、以下に示すsingle exponential モデルで減衰するものと仮定している。
Ｓ（ｂ）／Ｓ（０）＝exp（−b・ADC）          （式５）
ここで、ＡＤＣは、見かけの拡散係数(apparent diffusion coefficient)と呼ばれている。つまり、通常のＤＷＩでは、ＭＰＧパルスの印加によって、パラメータＡＤＣで表される拡散成分によって信号が減衰するものと想定している。図１８における一点鎖線のグラフが、Ｓ（ｂ）／Ｓ（０）を対数プロットしたときの（式５）を表わしている。
【０１３６】
これに対して、ＩＶＩＭ撮像では、ＭＰＧパルスの印加によって、水分子のランダムな動きに基づく拡散によって減衰する成分と、毛細血管内のインコヒーレントな微小循環、即ち、灌流によって減衰する成分の２つの成分が、１つのボクセル内に存在するものと仮定している。具体的には、ＩＶＩＭ撮像では、ＭＰＧパルスを印加しないときの信号強度Ｓ（０）に対する、ＭＰＧパルスを印加したときの信号強度Ｓ（ｂ）の比は、以下に示すbi-exponential モデルで減衰するものと仮定している。
Ｓ（ｂ）／Ｓ（０）＝f・exp（−b・D*）＋(1-f)・exp（−b・D）      （式６）
（式６）において、右辺第１項は、灌流による減衰に対応する項であり、Ｄ＊は、擬似拡散係数と呼ばれている。右辺第２項は、拡散による減衰に対応する項であり、Ｄは、真の拡散係数と呼ばれている。また、ｆは、減衰全体に対する灌流による減衰の比率を表わしており、灌流比率と呼ばれている。
【０１３７】
図１８の黒丸は、ＩＶＩＭ撮像によって収集したデータから、信号強度比Ｓ（ｂ）／Ｓ（０）を求め、これらを各ｂ値に対して対数プロットしたものである。黒丸で表される複数の実測値と、（式６）に示されるbi-exponential モデルから、カーブフィッティング等の公知の手法により、ＩＶＩＭパラメータである、擬似拡散係数Ｄ＊、真の拡散係数Ｄ、及び、灌流比率ｆを算出することができる。
【０１３８】
これらのＩＶＩＭパラメータはボクセル毎に算出される。したがって、各パラメータ値を各ボクセルの位置に配置することにより、擬似拡散係数Ｄ＊マップ、真の拡散係数Ｄマップ、或いは、灌流比率ｆマップを生成することもできる。
【０１３９】
図１８から理解できるように、ｂ値が小さい領域では、ｂ値に対して急な減衰を示し、この急な減衰は、灌流に起因する減衰（即ち、擬似拡散係数Ｄ＊に起因する減衰）が支配的である。これに対して、ｂ値が大きい領域では、ｂ値に対して緩やかな減衰を示し、この緩やかな減衰は、拡散に起因する減衰（即ち、真の拡散係数Ｄに起因する減衰）が支配的である。
【０１４０】
図１６に戻り、ステップＳＴ３０６では、上述した手法により、第１及び第２のＩＶＩＭパラメータを算出する。即ち、ＲＩＣの実行前に行うＩＶＩＭ撮像の第１のＩＶＩＭパラメータである、擬似拡散係数Ｄ０＊、真の拡散係数Ｄ０、及び、灌流比率ｆ０を、ボクセル毎に算出する。同様に、ＲＩＣの実行後に行うＩＶＩＭ撮像の第２のＩＶＩＭパラメータである、擬似拡散係数Ｄａ＊、真の拡散係数Ｄａ、及び、灌流比率ｆａを、ボクセル毎に算出する。
【０１４１】
図１９は、虚血性ペナンブラ領域のボクセルにおける、ｂ値に対する信号強度比特性の、ＲＩＣ前後の変化を模式的に示す図である。図１９中、黒い正方形のドットを繋いだ曲線がＲＩＣ実施前の信号強度比カーブを、黒いひし形のドットを繋いだ曲線がＲＩＣサイクルを１回実施した後の信号強度比カーブを、また、黒丸のドットを繋いだ曲線がＲＩＣサイクルを２回実施した後の信号強度比カーブを、それぞれ示している。
【０１４２】
急性期脳梗塞では、虚血性ペナンブラを含む脳梗塞領域の毛細血管の微小灌流が減少し、灌流成分が減少することが知られている。このため、急性期脳梗塞の患者の脳に対してＩＶＩＭ撮像を行うと、脳梗塞領域の灌流比率ｆは、脳の正常領域の灌流比率ｆよりもかなり小さくなる。図１９のＲＩＣ実施前の信号強度比カーブ（黒い正方形のドットを繋いだ曲線）は、このことを示している。ＲＩＣ実施前の信号強度比カーブは、拡散成分のみによる減衰直線（基準線）とほとんど重なっており、ＲＩＣ実施前の灌流比率ｆ０は、小さな値となる。
【０１４３】
一方、第１の実施形態の説明、特に図４の説明で述べたように、ＲＩＣを行うことにより、即ち、加圧装置２０３を用いて、被検体に対して虚血と再灌流とを生じさせることにより、血流量を増加させることができる。ＲＩＣによる血流量増加効果は、脳の血流量に対しても及び、ＲＩＣにより、脳血流量（CBF: cerebral blood flow)や、灌流（即ち、脳の毛細血管の微小循環）が増加する。この結果、ＲＩＣ実施後の灌流比率ｆａは、ＲＩＣ実施前の灌流比率ｆ０よりも大きくなると考えられる。
【０１４４】
例えば、ＲＩＣサイクル（即ち、虚血と再灌流のサイクル）を１回実施した後の灌流比率ｆａ１は、ＲＩＣ実施前の灌流比率ｆ０よりも大きく、ＲＩＣサイクルを２回実施した後の灌流比率ｆａ２はさらに大きくなると考えられる。
そこで、本発明者らは、ＲＩＣ実施前後の灌流比率の差分（即ち、ＲＩＣ実施による灌流比率の増分）をΔｆ（＝ｆａ−ｆ０）としたとき、ＲＩＣの実施による灌流比率の増分Δｆの大きさによって、脳梗塞領域における虚血の程度を推定することができるとの着想を得た。
【０１４５】
図２０は、この着想の概念を示す図である。前述したように、虚血性ペナンブラは、機能的には障害され、梗塞に至る危険がある虚血にさらされた組織ではあるが、再開通やその他の方法により救済可能な領域である。したがって、図２０の左図に示すように、虚血性ペナンブラでは、ＲＩＣの実施により血流量が増加し、ＲＩＣ実施前に対する灌流比率の増分Δｆは、比較的大きな値を示すと考えられる。
【０１４６】
これに対して、梗塞コアは、不可逆的な梗塞部位であり救済困難な組織である。したがって、図２０の右図に示すように、梗塞コアでは、ＲＩＣを実施しても、血流量はほとんど増加せず、ＲＩＣ実施前に対する灌流比率の増分Δｆは小さいと考えられる。
【０１４７】
したがって、ＲＩＣ前後における灌流比率の増分Δｆの大きさから、その組織が虚血性ペナンブラであるのか、或は、梗塞コアであるのかを区別することが可能となる。
図１６に戻り、ステップＳＴ３０７では、第１のＩＶＩＭパラメータ（例えば、ＲＩＣ実施前に実施したＩＶＩＭ撮像で収集した灌流比率ｆ０）と、第２のＩＶＩＭパラメータ（例えば、ＲＩＣ実施後に実施したＩＶＩＭ撮像で収集した灌流比率ｆａ）との差分Δｆの大きさに基づいて、脳梗塞領域内の梗塞コアと虚血性ペナンブラとを区別する。
【０１４８】
例えば、ボクセル毎にＲＩＣ前後における灌流比率の差分Δｆの大きさを閾値判定し、閾値より大きいボクセルは虚血性ペナンブラに属するボクセルである判定し、閾値以下のボクセルは梗塞コアに属するボクセルであると判定する。
【０１４９】
なお、灌流成分の存否や大きさは、灌流比率ｆの他、疑似拡散係数Ｄ＊にも影響を与える。したがって、ＲＩＣ前後における灌流比率の差分Δｆに替えて、ＲＩＣ前後における疑似拡散係数Ｄ＊の差分ΔＤ＊を、虚血性ペナンブラと梗塞コアとの区別する処理に利用することができる。或いは、疑似拡散係数Ｄ＊の差分ΔＤ＊と、灌流比率の差分Δｆとの双方を、虚血性ペナンブラと梗塞コアとの区別する処理に用いてもよい。
【０１５０】
上述したように、第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１及び磁気共鳴イメージングシステム２００によれば、造影剤を用いたＰＷＩを行うことなく、非造影のＩＶＩＭ撮像のみで、虚血性ペナンブラと梗塞コアとを区別することができるため、患者に負担をかけることがない。また、ＰＷＩ−ＤＷＩミスマッチ法における虚血性ペナンブラと梗塞コアの区別のあいまいさがないため、虚血性ペナンブラを高信頼性で検出することができる。また、時間を要するＰＷＩを使用しないため、急性期脳梗塞の早期治療に重要となる虚血性ペナンブラの存否の判定や、虚血性ペナンブラの領域を、従来に比べて短時間で検出することができる。
【０１５１】
上述した第３の実施形態では、脳梗塞領域内の梗塞コアと虚血性ペナンブラとを区別できることを説明した。しかしながら、ＲＩＣを併用する撮像法を用いることにより、画像診断に有用な種々の情報や種々の機能を提供することができる。
【０１５２】
例えば、ＲＩＣ実行前に行う第１の撮像によって得られるデータを用いた第１のＩＶＩＭ解析の結果と、ＲＩＣ実行後に行う第２の撮像によって得られるデータを用いた第２のＩＶＩＭ解析の結果とから、被検体の生体現象の変化を評価し、被検体の関心領域のうち、組織性状の異常領域と正常領域とを区別することができる。
【０１５３】
また、スキャナ６００を、ＲＩＣの実行前に、被検体由来の生体現象、例えば、上述した拡散(diffusion)や灌流(perfusion)の他、ＢＯＬＤ(blood oxygenation level dependent)、ＯＥＦ(oxygen extraction fraction)、化学シフト(chemical shift)、ＭＲＳ(magnetic resonance spectroscopy)、磁化移動(magnetization transfer)、及び、ＣＥＳＴ(chemical exchange saturation transfer)のような被検体由来の生体現象を測定するための第１の撮像を行って、上記の生体現象に関連する第１のデータを測定する。そして、ＲＩＣの実行後に、第１の撮像と同じ撮像法で第２の撮像を行い、第１のデータに対応する第２のデータを収集するように構成することもできる。
【０１５４】
そして、処理回路４０を、第１のデータに対して第１の解析を行うと共に、第２のデータに対して第２の解析を行い、第１の解析結果と、第２の解析結果とから、被検体の生体現象の変化を評価するように構成することもできる。このような評価により、被検体の関心領域のうち、組織性状の異常領域と、正常領域とを区別することもできる。
【０１５５】
上述した各実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置、磁気共鳴イメージングシステム、及び磁気共鳴イメージング方法によれば、循環不全により血流が低下している患者、或いは心周期が安定していない患者に対しても、血管の描出能を高めることができ、また、画像診断に有用な種々の情報や種々の機能を提供することができる。
【０１５６】
なお、上述した各実施形態の記載における撮像開始タイミング判定機能は、特許請求の範囲の記載における決定部の一例である。また、各実施形態の記載における加圧装置制御機能は、特許請求の範囲の記載における加圧制御部の一例である。また、各実施形態の記載における再構成処理機能及び画像処理機能は、特許請求の範囲の記載における生成部の一例である。また、各実施形態の記載における解析機能は、特許請求の範囲の記載における解析部の一例である。
【０１５７】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
【符号の説明】
【０１５８】
１  磁気共鳴イメージング装置
３４  シーケンスコントローラ
４０  処理回路
４１  記憶回路
４２  ディスプレイ
４３  入力デバイス
２００  磁気共鳴イメージングシステム
２０１  心電計
２０２  脈波計
２０３  加圧装置
２０４  駆血帯
４００  コンソール
４０１  脈波伝搬時間測定機能
４０２  撮像開始タイミング判定機能
４０３  加圧装置制御機能
４０４  ＲＩＣ併用撮像制御機能
４０５  再構成処理機能
４０６  画像処理機能
４０７  解析機能
６００  撮像部
【図１】
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【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】
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【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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