(57)【要約】【課題】流体を効率的に撮像すること。【解決手段】実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、決定部と、撮像部とを備える。前記決定部は、被検体内を移動する流体を対象に異なる時相で複数回の撮像を行う場合に、所定の時間分解能を満たす間隔で撮像を行う時間軸上の区間を決定する。前記撮像部は、前記区間内で前記時間分解能による複数回の撮像を行う。【選択図】図１
2012081277.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体内を移動する流体を対象に異なる時相で複数回の撮像を行う場合に、所定の時間分解能を満たす間隔で撮像を行う時間軸上の区間を決定する決定部と、
前記区間内で前記時間分解能による複数回の撮像を行う撮像部と
を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記決定部は、前記区間を包含する全体区間において、前記所定の時間分解能を下回る低時間分解能による間隔で複数回の事前撮像を行い、該事前撮像によって収集された複数の画像に基づいて、前記所定の時間分解能を満たす間隔で撮像を行う時間軸上の区間を決定することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記撮像部による複数回の撮像によって収集された複数の画像を時系列に沿って連続再生する再生制御部を更に備えたことを特徴とする請求項１又は２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、前記複数回の事前撮像として、同期信号からの遅延時間を変化させながら心時相の異なる複数の画像を収集するＥＣＧ−Ｐｒｅｐ撮像を行い、該ＥＣＧ−Ｐｒｅｐ撮像によって収集された複数の画像、又は、該複数の画像に基づいて解析された信号値の推移を表示部に表示し、心収縮期と心拡張期との間に設定される前記区間の指定を受け付けることで、前記区間を決定し、
前記撮像部は、前記区間内で、心臓から拍出される血液を描出するＦＢＩ（Fresh  Blood  Imaging）撮像法により、前記所定の時間分解能を満たす間隔で複数回の撮像を行うことを特徴とする請求項２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、前記複数回の事前撮像として、同期信号からの遅延時間を変化させながら心時相の異なる複数の画像を収集するＥＣＧ−Ｐｒｅｐ撮像を行い、該ＥＣＧ−Ｐｒｅｐ撮像によって収集された複数の画像に基づいて解析された信号値の推移から、前記区間を決定し、
前記撮像部は、前記区間内で、心臓から拍出される血液を描出するＦＢＩ撮像法により、前記所定の時間分解能を満たす間隔で複数回の撮像を行うことを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記決定部は、前記複数回の事前撮像として、同期信号からのＢＢＴＩ（Black-Blood  Time  to  Inversion）時間を変化させながら時相の異なる複数の画像を収集するＢＢＴＩ−Ｐｒｅｐ撮像を行い、該ＢＢＴＩ−Ｐｒｅｐ撮像によって収集された複数の画像、又は、該複数の画像に基づいて解析された信号値の推移を表示部に表示し、前記区間の指定を受け付けることで、前記区間を決定し、
前記撮像部は、前記区間内で、撮像領域に流入又は流出する流体を該撮像領域とは独立した位置でラベリングすることで撮像領域に流入又は流出する該流体の信号値を高く又は低くするＴｉｍｅ−ＳＬＩＰ（Time-Spatial  Labeling  Inversion  Pulse）撮像法により、前記所定の時間分解能を満たす間隔で複数回の撮像を行うことを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記決定部は、前記複数回の事前撮像として、同期信号からのＢＢＴＩ時間を変化させながら時相の異なる複数の画像を収集するＢＢＴＩ−Ｐｒｅｐ撮像を行い、該ＢＢＴＩ−Ｐｒｅｐ撮像によって収集された複数の画像に基づいて解析された信号値の推移から、前記区間を決定し、
前記撮像部は、前記区間内で、撮像領域に流入又は流出する流体を該撮像領域とは独立した位置でラベリングすることで撮像領域に流入又は流出する該流体の信号値を高く又は低くするＴｉｍｅ−ＳＬＩＰ撮像法により、前記所定の時間分解能を満たす間隔で複数回の撮像を行うことを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記決定部は、前記区間を包含する全体区間において、前記所定の時間分解能を下回る低時間分解能による間隔で複数回の事前撮像を行い、該事前撮像によって収集された複数の画像に基づいて前記流体の流速を算出し、算出した流速から前記区間を決定することを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
前記決定部は、該事前撮像によって収集された画像を用いて前記流体の移動距離を特定するとともに、特定した移動距離に対応する経過時間を該事前撮像に用いられたパルスシーケンス情報から取得し、該移動距離を該経過時間で除算することで前記流体の流速を算出し、算出した流速に基づいて前記区間を決定することを特徴とする請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
前記決定部は、前記被検体から収集される心時相情報に基づいて前記区間を決定することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
磁気共鳴イメージング装置で実行される磁気共鳴イメージング方法であって、
被検体内を移動する流体を対象に異なる時相で複数回の撮像を行う場合に、所定の時間分解能を満たす間隔で撮像を行う時間軸上の区間を決定する決定工程と、
前記区間内で前記時間分解能による複数回の撮像を行う撮像工程と
を含んだことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
【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及び磁気共鳴イメージング方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ（Magnetic  Resonance  Imaging）システム）による撮像法のひとつに、造影剤を用いずに被検体内を移動する流体を撮像する手法がある。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】米国特許出願公開第２００８／０００９７０５号明細書
【特許文献２】米国特許出願公開第２０１０／０２４９５７４号明細書
【特許文献３】特開２００８−２３３１７号公報
【非特許文献】
【０００４】
【非特許文献１】Miyazaki, et al., “ Non-contrast-enhanced MR angiography using 3D ECG-synchronized half-Fourier fast spin echo,” JMRI 12:776-782 (2000)
【非特許文献２】Furudate, et al., “ FBI-Navi for Easy Determination of Diastolic and Systolic Triggering Phases in Non-Contrast Fresh Blood Imaging (FBI),” ISMRM 16th Annual Meeting, Toronto, p.2902 (2008)
【非特許文献３】Miyazaki, et al., “ Peripheral MR angiography: Separation of Arteries from Veins with Flow-spoiled Gradient Pulses in Electrocardiography-triggered Three-dimensional Half-Fourier Fast Spin-Echo Imaging,” Radiology 227:890-896 (2003)
【非特許文献４】Nakamura, et al., “Flow-Motion FBI, a novel non-contrast-enhanced 3D-MRDSA technique using ECG-Triggered Three-Dimensional Half-Fourier FSE - the feasibility to evaluate hemodynamics of peripheral vascular diseases,” Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 13, p.1713 (2005)
【非特許文献５】Nakamura, et al., “ Feasibility of quantitative analysis of non-contrast-enhanced MRDSA using ECG-gated two-dimensional half-Fourier FSE for the assessment of peripheral vascular diseases,” Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 14, presented at the ISMRM 14th Annual Meeting, Seattle, Washington, p.1933 (2006)
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明が解決しようとする課題は、流体を効率的に撮像することである。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、決定部と、撮像部とを備える。前記決定部は、被検体内を移動する流体を対象に異なる時相で複数回の撮像を行う場合に、所定の時間分解能を満たす間隔で撮像を行う時間軸上の区間を決定する。前記撮像部は、前記区間内で前記時間分解能による複数回の撮像を行う。
【図面の簡単な説明】
【０００７】
【図１】図１は、実施形態に係るＭＲＩシステムの概略ブロック図である。
【図２】図２は、実施形態において、望ましいサブ区間（例えば、心収縮期／心拡張期の区間）を迅速に識別できるように、連続的に遅延される一連のＭＲＩスライス撮像シーケンスによって概ね測定されるように、心臓周期Ｒ−Ｒ間隔におけるＭＲ信号の輝度を示す概略図である。
【図３】図３は、図２と類似であるが、図２の大まかなスキャンを使って識別された、より短い心収縮期／心拡張期の区間内に描出された、数はより少ないが（時間的）間隔がより密接なＭＲＩスライス撮像シーケンスを使用して示している。
【図４】図４は、図３と類似であるが、心収縮期／心拡張期の区間内で、互いに切り離せる複数の信号区間（比較的上昇傾斜の信号区間）の取得の実現可能性を示している。
【図５】図５は、ＭＲＩデータ取得シーケンスが心拡張期に向かって移動するにつれて、ピクセル毎に、「暗い（信号の輝度が低い）」基調の心収縮期画像と、一連の「より明るい（信号の輝度がより高い）」画像の内のそれぞれとの減算によって得られる一連の異なる画像の概略図である。
【図６】図６は、図５で得られた画像１〜６の抜粋を示す。
【図７】図７は、実施形態の実行に利用可能なコンピュータプログラムコード構造の一例に関する概略フローチャートである。
【図８】図８は、連続する心臓ゲーティング時間増分で「暗い（信号の輝度が低い）」心収縮期画像と、「明るい（信号の輝度が高い）」心拡張期画像との間の差分により得られる連続する差分画像を示す概略図である。
【図９】図９は、図８の概略図と類似の概略図であるが、実施形態によって、標準又は平均の血流の速度を計算できる方法を説明する注釈を含む。
【図１０】図１０は、図８〜図９とは異なる画像を示す類似の概略図であるが、実施形態によって、特定の速度を各連続する区間で計算できる方法を説明する注釈を含む。
【図１１】図１１は、図１０と類似であるが、実施形態の一連の異なる画像の全体にわたって、全標準又は平均の速度を計算できる方法を具体的に示している。
【図１２】図１２は、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ（Time-Spatial  Labeling  Inversion  Pulse）撮像法（流出及びタグ付け／タグ付けなし減算法）を使う別の実施形態による速度測定の概略を示す。
【発明を実施するための形態】
【０００８】
図１に示すＭＲＩ（Magnetic  Resonance  Imaging）システムは、架台部１０（断面図で示す）と、互いに接続される様々な関連のシステム構成要素２０とを含む。少なくとも架台部１０は、通常シールドルーム内に設置される。図１に示す１つのＭＲＩシステムは、静磁場Ｂ0磁石１２と、Ｇｘ、Ｇｙ、及びＧｚ傾斜磁場コイルセット１４と、ＲＦ（Radio  Frequency）コイルアセンブリ１６との実質的に同軸円筒状の配置を含む。この円筒状に配置された要素の水平軸線に沿って、被検体テーブル１１によって支持された被検体９の頭部を取り囲むように示された撮像ボリューム１８がある。
【０００９】
ＭＲＩシステム制御部２２は、表示部２４、キーボード／マウス２６、及びプリンタ２８に接続される入力／出力ポートを備える。言うまでもなく、表示部２４は、制御入力もまた備えるような多様性のあるタッチスクリーンであってもよい。
【００１０】
ＭＲＩシステム制御部２２は、ＭＲＩシーケンス制御部３０とインタフェース接続する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ傾斜磁場コイルドライバ３２、並びに、ＲＦ送信部３４及び送信／受信スイッチ３６（同じＲＦコイルが送信及び受信の両方に使用されている場合）を順に制御する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、既にＭＲＩシーケンス制御部３０にて可能な、ＭＲＩデータ取得シーケンスを実行するための適切なプログラムコード構造３８を含む。（被検体の解剖学的組織上に適切に置かれた）心拍信号取得装置８は、ＭＲＩシーケンス制御部３０のトリガ信号とする末梢拍動及び心臓ゲート信号１３の両方又は一方を出力することができる。
【００１１】
ＭＲＩシステム２０は、表示部２４に出力する処理された画像データを作成できるように、ＭＲＩデータ処理部４２に入力を供給するＲＦ受信部４０を含む。また、ＭＲＩデータ処理部４２を、画像再構成プログラムコード構造４４及びＭＲ画像記憶部４６にアクセスできるように構成してもよい（例えば、実施形態及び画像再構成プログラムコード構造４４に従った処理で得られたＭＲＩデータを格納するために）。
【００１２】
また、図１は、ＭＲＩシステムプログラム／データ格納部５０を一般化した描写を示す。ＭＲＩシステムプログラム／データ格納部５０に格納されるプログラムコード構造（例えば、心臓周期内の非造影ＭＲＡ（Magnetic  Resonance  Angiography）及び前段スキャンの心収縮期／心拡張期の決定、該決定用の操作者入力等の画像再生用に）は、ＭＲＩシステムの様々なデータ処理構成要素にアクセス可能なコンピュータ読み取り可能な記憶媒体に格納される。当業者には自明であるが、プログラム格納部５０は、正常運転時にそのように格納されたプログラムコード構造に対して直近の必要性を有するシステムの処理コンピュータのうちの様々なコンピュータに分割し、且つ少なくとも一部を直結してもよい（すなわち、ＭＲＩシステム制御部２２に普通に格納したり、直結したりする代わりに）。
【００１３】
実際、当業者には自明であるが、図１の描写は、本明細書で後述する実施形態を実行できるように若干の変更を加えた一般的なＭＲＩシステムの非常に高度に簡素化した図である。システム構成要素は、様々な論理収集の「ボックス」に分割でき、通常、多数のデジタル信号処理装置（ＤＳＰ（Digital  Signal  Processors））、超小型演算処理装置、特殊用途向け処理回路（例えば、高速Ａ／Ｄ変換、高速フーリエ変換、アレイ処理用等）を含む。これら処理装置のそれぞれは、通常、各クロックサイクル（又は所定数のクロックサイクル）が発生すると、物理データ処理回路がある物理的状態から別の物理的状態へ進むクロック動作型の「状態機械」である。
【００１４】
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動脈内を流れる血液）を表現する。当業者には自明であるが、格納されたデータ値のそのようなアレイは、物理的構造を表し且つ構成もする。つまり、命令レジスタの中に順次読み込まれてＭＲＩシステム２０の１つ以上のＣＰＵによって実行されたとき、動作状態の特定シーケンスが発生して、ＭＲＩシステム内中に移行されるコンピュータ制御プログラムコードの特定構造が構成される。
【００１５】
下記の実施形態は、データ取得の処理と、ＭＲ画像の生成及び表示との両方又は一方を行うための改良された方法を提供する。
【００１６】
実施形態に係るＭＲＩシステムは、決定部と、撮像部とを備える。決定部は、被検体内を移動する流体（例えば、血液、脳脊髄液（ＣＳＦ（Cerebrospinal  Fluid）など）を対象に異なる時相で複数回の撮像を行う場合に、所定の時間分解能を満たす間隔で撮像を行う時間軸上の区間を決定する。また、撮像部は、決定した区間内で、所定の時間分解能による複数回の撮像を行う。例えば、決定部や撮像部は、ＭＲＩシステム制御部２２内に備えられる（図示を省略）。例えば、決定部や撮像部は、ＭＲＩシーケンス制御部３０や架台部１０、その他関連する構成要素などである。以下では、実施形態の例として、いくつかのケースを説明する。なお、実施形態は、以下のケースに限定されるものではない。
【００１７】
ケース１は、時間軸上の全体区間を低時間分解能で事前撮像し、この事前撮像によって収集された画像に基づいて、所定の時間分解能（事前撮像時よりも高い時間分解能）で撮像を行う区間（以下、適宜「関心区間」という）を決定するケースである。なお、ケース１−１は、ＦＢＩ（Fresh  Blood  Imaging）撮像法を用いるケースであり、ケース１−２は、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ（Time-Spatial  Labeling  Inversion  Pulse）撮像法を用いるケースである。
【００１８】
また、ケース２は、事前撮像を前提とせずに関心区間を決定するケースである。なお、ケース２−１は、同期信号からの最適な遅延時間を自動的に決定するＡｕｔｏ−ＥＣＧ（Electrocardiogram）を用いて関心区間を決定するケースであり、ケース２−２は、抑制する背景信号のｔ1値に基づいて関心区間を決定するケースである。
【００１９】
以下、各ケースを順に説明する。
【００２０】
［ケース１］
ケース１の場合について説明する。まず、ケース１−１において、決定部は、全体区間の事前撮像をＥＣＧ−Ｐｒｅｐ撮像により行い、この事前撮像によって収集された画像に基づいて関心区間を決定する。そして、撮像部は、決定された関心区間内で、所定の時間間隔（ＥＣＧ−Ｐｒｅｐ撮像時よりも高い時間分解能）を満たす複数回の撮像をＦＢＩ撮像法により行う。
【００２１】
ＦＢＩ撮像法は、３Ｄ  ＦＡＳＥ（Fast  Asymmetric  Spin  Echo）による血管撮像法であり、同期信号（例えばＲ波）からの適切な遅延時間を設定し、心電同期又は脈波同期を用いて収集を行うことで、心臓から拍出される新しい血液を描出する撮像法である。また、ＥＣＧ−Ｐｒｅｐ撮像は、ＦＢＩ撮像法における遅延時間を設定するために、ＦＢＩ撮像法による撮像に先行して行われる２Ｄ  ＦＡＳＥ撮像である。
【００２２】
決定部は、全体区間の事前撮像をＥＣＧ−Ｐｒｅｐ撮像により行い、同期信号（例えばＲ波）からの遅延時間を変化させながら心時相の異なる複数の画像を収集する。この時、決定部は、後の撮像よりも低い時間分解能で撮像を行う。また、決定部は、収集した複数の画像、又は、複数の画像に基づいて解析された信号値の推移を表示部に表示する。例えば、決定部は、ＥＣＧ−Ｐｒｅｐ撮像によって収集された複数の画像を解析して信号値の変化が大きい領域を抽出し、抽出した領域について、基準となる画像と各画像との信号値差を求め、求めた信号値差をグラフ表示する（例えば、この機能を、以下、適宜「ＦＢＩ−Ｎａｖｉ」という）。
【００２３】
続いて、決定部は、表示部に表示された画像や信号値の推移に対する操作者による指定を受け付けることで、関心区間を決定する。例えば、操作者は、表示部に表示された画像や信号値の推移を閲覧し、例えば、心収縮期から心拡張期に向けてＭＲ信号の輝度が急激に変化する区間を指定する。なお、決定部は、操作者によって指定された区間に対応する画像を表示部に表示してもよい。これにより、操作者は、指定した遅延時間によりどの程度流体が描出されるかを事前に確認することができる。また、決定部は、ＥＣＧ−Ｐｒｅｐ撮像によって収集された画像に基づいて解析された信号値の推移から、関心区間を自動的に決定してもよい。
【００２４】
その後、撮像部は、決定された関心区間内で、ＦＢＩ撮像法により、所定の時間分解能（ＥＣＧ−Ｐｒｅｐ撮像時よりも高い時間分解能）を満たす間隔で複数回の撮像を行う。なお、ＭＲＩシステムは、撮像部による複数回の撮像によって収集された複数の画像を時系列に沿って連続再生する再生制御部を更に備えてもよい。例えば、再生制御部は、所定の心時相にて収集された各画像と、基準となる心時相にて収集された画像との差分画像を生成し、生成した各差分画像を連続再生する。流動する流体の映像が表示される。
【００２５】
次に、ケース１−２において、決定部は、全体区間の事前撮像をＢＢＴＩ（Black-Blood  Time  to  Inversion）−Ｐｒｅｐ撮像により行い、この事前撮像によって収集された画像に基づいて関心区間を決定する。そして、撮像部は、決定された関心区間内で、所定の時間間隔（ＢＢＴＩ−Ｐｒｅｐ撮像時よりも高い時間分解能）を満たす複数回の撮像をＴｉｍｅ−ＳＬＩＰ（Time-Spatial  Labeling  Inversion  Pulse）撮像法により行う。
【００２６】
Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ撮像法は、撮像領域に流入又は流出する流体を、この撮像領域とは独立した位置でラベリング（「タグ付け」ともいう）し、撮像領域に流入又は流出する流体の信号値を高く又は低くすることで、流体を描出する撮像法である。Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ撮像法においては、同期信号（例えばＲ波）から一定の待ち時間後にＴｉｍｅ−ＳＬＩＰパルスを印加する。このＴｉｍｅ−ＳＬＩＰパルスは、領域非選択インバージョンパルス及び領域選択インバージョンパルスを含み、領域非選択インバージョンパルスは、オン又はオフを設定することができる。領域選択インバージョンパルスによって撮像領域に流入（又は流出）する流体をラベリングすると、ＢＢＴＩ時間後に流体が到達した部分の信号の輝度が高く（領域非選択インバージョンパルスがオフの場合は低く）なる。
【００２７】
なお、ラベリング位置が撮像領域外に設定された場合、ラベリングされた流体は撮像領域に流入するので、ここではこれを「フローイン」と呼ぶ。一方、ラベリング位置が撮像領域内に設定された場合、ラベリングされた流体は撮像領域に流出するので、ここではこれを「フローアウト」と呼ぶ。実施形態は、「フローイン」及び「フローアウト」のいずれにも適用することができる。また、領域選択インバージョンパルスによってラベリングを行う収集と、領域選択インバージョンパルスによってラベリングを行わない収集とを交互に繰り返すことで同時相にて２つの画像を収集し、収集した２つの画像の差分画像を用いてラベリングされた部分のみを抽出し、背景信号を抑制してもよい。更に、応用例として、ラベリングの手法は、上記した手法に限られるものではなく、例えば、ラベリングのパルスを連続的に照射するｐＣＡＳＬ（Pulsed  Continuous  Arterial  Spin  Labeling）手法でもよい。
【００２８】
また、ＢＢＴＩ−Ｐｒｅｐ撮像は、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ撮像法におけるＢＢＴＩ時間を設定するために、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ撮像法による撮像に先行して行われる２Ｄ  ＦＡＳＥのＴｉｍｅ−ＳＬＩＰ撮像法による撮像である。決定部は、全体区間の事前撮像をＢＢＴＩ−Ｐｒｅｐ撮像により行い、同期信号からのＢＢＴＩ時間を変化させながら時相の異なる複数の画像を収集する。この時、決定部は、後の撮像よりも低い時間分解能で撮像を行う。また、決定部は、収集した複数の画像、又は、複数の画像に基づいて解析された信号値の推移を表示部に表示する。例えば、決定部は、ＢＢＴＩ−Ｐｒｅｐ撮像によって収集された複数の画像から背景信号を解析し、求めた信号値をグラフ表示する。
【００２９】
続いて、決定部は、表示部に表示された画像や信号値の推移に対する操作者による指定を受け付けることで、関心区間を決定する。例えば、操作者は、表示部に表示された画像や信号値の推移を閲覧し、例えば、背景信号の信号値が「０」となる時点前後の所定範囲の区間を指定する。なお、決定部は、操作者によって指定された区間に対応する画像を表示部に表示してもよい。これにより、操作者は、指定した遅延時間によりどの程度流体が描出されるかを事前に確認することができる。また、決定部は、ＢＢＴＩ−Ｐｒｅｐ撮像によって収集された画像に基づいて解析された信号値の推移から、関心区間を自動的に決定してもよい。
【００３０】
その後、撮像部は、決定された関心区間内で、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ撮像法により、所定の時間分解能（ＢＢＴＩ−Ｐｒｅｐ撮像時よりも高い時間分解能）を満たす間隔で複数回の撮像を行う。なお、ＭＲＩシステムは、撮像部による複数回の撮像によって収集された複数の画像を時系列に沿って連続再生する再生制御部を更に備えてもよい。例えば、再生制御部は、ラベリングを行う収集とラベリングを行わない収集とを交互に繰り返すことで同時相にて収集された２つの画像間の差分画像を時相毎に生成し、生成した各差分画像を連続再生する。
【００３１】
次に、ケース１−１及びケース１−２について、具体例を挙げつつ詳細に説明する。
【００３２】
時間分解された非造影の磁気共鳴血管造影法（ＭＲＡ（Magnetic  Resonance  Angiography））においては、心収縮期から心拡張期を確実に含むようにＲ−Ｒ周期全体にわたって小さい増分の遅延時間（反復）でＭＲ画像を連続的に取得すること、及び、心拡張期の明るい信号（輝度が高い信号）から心収縮期の暗い信号（輝度が低い信号）を減算することによって画像を得ることができる。この方法においては、心臓周期内の心収縮期から心拡張期までの間の血液移動の１枚以上の画像が得られる。
【００３３】
しかし、心臓周期の適切な副周期すなわち副区間（「関心区間」ともいう）が、ＰＱＲＳＴＵ中のどこに存在するかは最初は分からない。このため、心臓周期Ｒ−Ｒ全体周期にわたって細かく切り離されたデータ取得シーケンスを得るために、全てのデータを微小増分の遅延時間で取得し、次に、（ａ）心拡張期及び（ｂ）心収縮期における最も好適な画像を見つけて、時間分解された流体血管画像（例えば、ＭＲＡ画像）を減算して生成する。
【００３４】
この点、リソースの無駄な使用を減らすために、実施形態（例えば、上述したケース１−１）では、ＭＲＩシステムは、まず、全心臓周期を網羅するために、比較的大きく粗い増分（例えば、１００ｍｓなど）によるＥＣＧ−Ｐｒｅｐ撮像を実行する。また、ＭＲＩシステムは、ＦＢＩ−Ｎａｖｉ法又はいくつかの類似プログラムを使用して、急勾配の信号変化の始まりと終わりを操作者に選択させるための遅延時間に関する粗い信号輝度のグラフと、操作者が選択できるより微細な増分とを表示する。また、ＭＲＩシステムは、最終スキャンの反復間隔（すなわち、所定の関心区間内で何回スキャンを反復できるか）を自動的に計算できる。なお、後述のケース２にて述べるように、例えば、本願と同一譲受人に譲渡された米国特許出願第１２／６９９，１６９号に記載されているように、ＭＲＩシステムは、心収縮期及び心拡張期を計算して心収縮期及び心拡張期の遅延時間を決定する目的で心拍数を使用するために、Ａｕｔｏ−ＥＣＧモードを採用することができる。
【００３５】
時間分解画像（２Ｄ及び３Ｄ）を表示するために、ＭＲＩシステムは、「明るい（輝度が高い）」心拡張期画像の信号から「暗い（輝度が低い）」心収縮期画像の信号を（又はその逆に）自動的に減算する。映像モードにおいて、ＭＲＩシステムは、一連のそのような画像を、あたかも流動している血液のような動画で示すことができる。同様に、上述したケース１−２のように、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ撮像法によって収集された時間分解画像では、ＭＲＩシステムは、２Ｄ  ＢＢＴＩ−Ｐｒｅｐ撮像の成果物としてＦＢＩ−Ｎａｖｉのようなプロット（グラフ）を表示でき、操作者は、２Ｄ及び３Ｄの両方又は一方で、データ取得用に望ましい周期パラメータ及び反復パラメータの両方又は一方を選択できる。
【００３６】
時間分解非造影画像は、関連する信号変動領域（この領域は、あるいは、操作者による選択に依拠する代わりに、検出された急勾配の傾斜周期を包含するように自動的にシステムにより選択されてもよい）間にわたる信号取得継続時間から得ることができる。
【００３７】
上述のインタフェース及びシステムスキャン動作及び減算のＧＵＩ（Graphical  User  Interface）は、あたかも流動しているような画像を生成することができると同時に、ＦＢＩ及びＴｉｍｅ−ＳＬＩＰ撮像で時間分解非造影画像を得るためのスキャン時間を低減できる。
【００３８】
心臓周期内で特定の信号輝度変動が何時起こるか最初はわからないので、全心臓周期を網羅するために、小さい増分（例えば、１０ｍｓ）で複数のスキャンが使用されてきた。例えば、１０ｍｓの間隔を使った場合、１，０００ｍｓのＲ−Ｒ周期は、１００のＭＲＩデータ取得シーケンスが必要になる。１スキャン当たり３ＲＲ周期を使用して、３Ｄデータ（２Ｄの空間データと１Ｄの時間）を収集するために、２Ｄスキャンは、３ＲＲ×１００＝３００ＲＲｓ又は３００心拍動を含むことになる。３００×１０００ｍｓ＝３００秒すなわち５分。４Ｄデータ（３Ｄの空間データと１Ｄの時間）を収集するためには、したがって、１０スライス当たり５０分かかることになる。その上、これらの多数の取得されたデータセットの取得後の処理プロセスには、長い時間がかかることになる（例えば、減算用の心拡張期すなわち高輝度信号をどこで見つけるべきか、及び、最低すなわち心収縮期のピーク位相をどこで見つけることができるかが最初わからないので）。
【００３９】
上述のように、一般的に、特定の被検体に関する信号輝度曲線は事前に分からない。このため、全心臓周期の連続的に遅延されたスライス画像が、１０〜２０ｍｓｅｃ程の小さい増分で、シングルショットのＦＳＥ（ＦＡＳＥ）、又は、別の何か好適なＭＲＡシーケンス（ＥＰＩ（Echo  Planar  Imaging)、ｂＳＳＦＰ（balanced  Steady  State  Free  Precession）など）を使って取得されていた。しかし、ここでは、例えばケース１−１においては、最初に粗い信号輝度曲線を確認するために、ＭＲＩシステムは、図２に示すように、全心臓周期を網羅するように、比較的大きい増分（おおよそ１００ｍｓ程）を使うＥＣＧ−Ｐｒｅｐ撮像を使うことができる。また、ＭＲＩシステムは、ＦＢＩ−Ｎａｖｉ（ＥＣＧ時間に対する信号輝度のプロット）を使うことによって、図３に示すように、連続した遅延するＭＲＩシーケンスに対する、望ましい、より短い増分と、開始時点及び終了時点（すなわち、関心区間）とを選択できる。心拡張期に描出された画像の高輝度信号から心収縮期の低輝度信号を減算することによって、図５に示すように、移動中の血液信号を視覚的に表す時間分解ＭＲＡ画像が得られる。ただし、Ｓ１、Ｓ２〜Ｓｎは、心収縮期位相１、２〜ｎである。映像モードで表示すると（図６）、非造影時間分解ＭＲＡを見ることができる。
【００４０】
比較的小さい遅延増分で心収縮期から心拡張期へ変動する急勾配の信号のみを取得することによって、時間分解非造影ＭＲＡ用に全体的により迅速なスキャン時間が可能になる。スキャン時間の更なる短縮は、以下を使って行うことができる。
●Ｔ２プラス（ｘ−ｙ磁化を＋ｚ方向に向けるための、データ取得の最終時点における９０度の反転パルス）
●実際のシングルショット時間を短縮して、ＴＲ（repetition  time)を３ＲＲ間隔から１又は２ＲＲ間隔に減らすためのより高いパラレルイメージングファクタ
●画像を作るために、取得されない部分（中央以外の部分）を取得して共有するために、心拡張期（又は心収縮期）における全サンプルと、ｋ空間の中央部分とを使って、周辺ｋ空間データを共有するためのキーホールスキャン
【００４１】
これにより、２Ｄ空間及び１Ｄ時間の画像、又は、３Ｄ空間及び１Ｄ時間の画像の非造影時間分解を得るためのスキャン時間は、より短くなる。スキャン周期の開始時点及び終了時点を選択すること、及び、遅延増分を事前設定すること（例えば、システムに反復増分を計算させること）によって、心収縮期から心拡張期まで使用するこの時間分解技術のために使いやすいＧＵＩを提供できる。
【００４２】
非造影時間分解画像（２Ｄ空間＋１Ｄ時間＝３Ｄ、又は、３Ｄ＋１Ｄ時間＝４Ｄ）撮像は、このタイプのＥＣＧ−Ｐｒｅｐ撮像又はＦＢＩ−Ｎａｖｉの成果物を使って得られる。この手法がない場合、全心臓周期にわたる小さい反復増分で取得されたシングルショットＦＳＥ画像を取得するために時間を要した。しかしここでは、低輝度信号（心収縮期）トリガ時点から高輝度信号（心拡張期）トリガ時点までを網羅するために、スキャン開始時点及びスキャン終了時点と、必要なら、遅延増分とを選択するために、最初の粗いＦＢＩ−Ｎａｖｉの成果物を使用できる。システムは、自動的に反復間隔を計算して、様々な位相（２Ｄ又は３Ｄスキャン）で複数のスキャンを取得し、心拡張期のデータから心収縮期のデータ（又はその逆）を減算して、流動力学として時間分解ＭＲ画像を表示できる。
【００４３】
この手法は、ＦＢＩ−Ｎａｖｉ、継続時間（関心区間）の選択（自動的にシステムが選択できる（急勾配傾斜検出）、又は、操作者が選択できる信号変動領域）を使って得られる時間分解非造影画像を提供できる。上述のインタフェース及びシステムスキャン動作及び減算の操作しやすいＧＵＩは、あたかも流動しているような画像を生成できる。
【００４４】
実施形態では、特定の被検体に関する心臓周期のＲ−Ｒ周期全体にわたる時間に対するＭＲ信号輝度の曲線は、事前に分からないので、所与の被検体に対する間隔の粗いスキャンが、心収縮期及び心拡張期のタイミングの場所を迅速に見つけるために利用できる。例えば、図２に示すように、一連のＭＲＩスライスイメージングシーケンスＳ１、Ｓ２〜は、所与の被検体に対するＲ−Ｒ周期（約６５０〜１，３００ｍｓｅｃ程であるとよい）にわたる比較的大きい間隔（例えば、１００ｍｓｅｃ程）で有効であるといえる。このようにして、Ｒ−Ｒ周期にわたるＭＲ信号輝度を、図２に示すように、最小のＭＲ信号輝度（心収縮期）のタイミングと最大のＭＲ信号輝度（心拡張期）のタイミングとを識別できるように最初に描出する。
【００４５】
その特定の被検体に関する心収縮期及び心拡張期の時間ポイントを識別すると、次に、Ｒ−Ｒ周期、すなわち、図３に示すように、心収縮期と心拡張期との間の最も望ましい部分を取り込むことができるように、より集中した（すなわち、時間的間隔がより密接な）一連の連続的に遅延されたＭＲＩスライス撮像シーケンスを有効にできる。ここで、ＭＲＩシーケンスは、画像間に所望レベルの増分変動を得ることができるように、間隔（例えば、１０ｍｓｅｃ程）をより密接にすることができる。このことによって、時間分解非造影ＭＲＡ画像として２Ｄ及び３Ｄの両方又は一方の取得においてＦＢＩ−Ｎａｖｉなどの技術の使用が可能になる。これらの連続する画像が映像モードで表示されると、それらの映像は、撮像された被検体内の血管の中を流れる血液（又は別の適切な管の中を流れる別の流体）の血行力学的な表示らしく見える。しかし、所与の被検体に対するＲ−Ｒ間隔の間のＭＲ信号強度曲線を描出するために、図２のように初期の粗いスキャンを最初に行い、次に、より精細に密接に切り離された連続画像に対する曲線の所望の部分（例えば、心収縮期／心拡張期）のみに集中することによって、効果的に相当な時間を節約できる。
【００４６】
図４に示すように、一部の被検体は、２対以上の最小及び最大のポイントを有するＭＲ信号強度曲線を有してもよい。図４に示すように、例えば、第１の最小及び第１の最大の心収縮期／心拡張期のポイントは、第１の一連の画像が取得される最大の上昇傾斜の輝度曲線を含む第１の区間Ｉ１を画定する。しかし、更に、この特定の被検体は、第２の最小及び第２の最大のポイントを有する第２の区間Ｉ２を表す。したがって、第２のより小さな上昇傾斜の領域を画定するこの第２のより小さな区間もまた、図４にも示すように、第２の一連の連続する遅延されたスライス撮像ＭＲＩシーケンスに取り込むことができる。実際、これによって、後の時間区分で発生する輝度曲線の上昇傾斜部分の取り込みが可能になる。
【００４７】
図５は、動脈の撮像された部分を通って移動する血液の量を示す映像表示をシミュレートするために、様々なタイミングで撮像し、減算（心拡張期−心収縮期など）して、理想化した直線状の動脈部分を概略的に描写し、映像モード（例えば、図６参照）で表示できる一連の画像となっている。この種のＦＢＩ−Ｎａｖｉ表示は、従来技術で公知であるが、図３及び図４に示すような識別された心収縮期／心拡張期の間隔において、密接な間隔の連続画像をより精密に制限できるように、図２のような、最初の粗くより長い間隔の描出シーケンスを使用すると、全データ取得時間を大幅に短縮できる。
【００４８】
動脈信号輝度の変動は、心収縮期の終わりから心拡張期の始まりにかけて急激であるといえる。しかし、この変動のタイミングは被検体ごとに異なる。次第に増大する信号輝度がある場合、最も適切な時間帯を見つけるためには、心収縮期及び心拡張期のトリガ時点（例えば、複数位相のＥＣＧ−Ｐｒｅｐ撮像単一スライスを使って取得されるような）の大まかな推定を決定するためにＦＢＩ−Ｎａｖｉを使うことができる。
【００４９】
時間分解非造影ＭＲＡに対する全取得時間を減らすためには、ＦＢＩ−Ｎａｖｉ、時間分解画像の成果物を使用すると、心収縮末期から心拡張初期に著しく増大する信号変動の周期中に、より効果的に取得できる。
【００５０】
時間分解非造影ＭＲＡ画像を効果的に得るために、心収縮末期から心拡張初期に著しく増大する信号変動周期を、図２に示すようにＦＢＩ−Ｎａｖｉを使って自動的に決定できる。その後、システムは、最適のスキャン周期を自動的に決定できる。心収縮期から心拡張期までの周期全体にわたって連続的に遅延されたスライス画像を取得するために、操作者が漸進的な遅延を選択して決定すること、及び、システムが好適な反復時間を計算することの両方又は一方が可能である。次に、システムは、心拡張期に描出された画像（高輝度信号）から連続する心収縮期の画像のそれぞれを減算し、一連の減算された画像を表示できる。
【００５１】
ＦＢＩ−Ｎａｖｉを使って測定された所望の信号変動周期（例えば、心収縮後期から心拡張初期）は、より小さい遅延増分で取得できる。又は、なお、後述のケース２にて述べるように、Ａｕｔｏ−ＥＣＧ（例えば、米国特許出願第１２／６９９，１６９号参照）により計算された信号変動周期は、より小さい増分で使用できる。Ａｕｔｏ−ＥＣＧは、心拍数及び測定された心収縮期及び心拡張期の周期を使用して、好適な遅延間隔を計算できる。Ａｕｔｏ−ＥＣＧはまた、心収縮期及び心拡張期のトリガ遅延を自動的に決定できる。
【００５２】
ＭＲＩシステムはまた、心収縮期／心拡張期の周期のみを自動的に決定して、操作者に望ましい増分遅延又は示唆された増分（例えば、１０〜２０ｍｓ）を決定させてもよい。次に、ＭＲＩシステムは、適切な反復時間を計算して、関連する周期にわたって連続画像を取得できる。次に、ＭＲＩシステムは、心拡張期にトリガされた画像（高輝度信号）から心収縮期画像を減算して、この減算された画像を表示する。
【００５３】
なお、後述のケース２にて述べるように、Ａｕｔｏ−ＥＣＧは、心拍数及び心収縮期及び心拡張期の周期を使って、心収縮期及び心拡張期のトリガ遅延を決定できる。
【００５４】
したがって、時間分解非造影ＭＲＡデータは、より短時間で取得できる。取得周期は、容易な方法で選択でき、手動で行うには煩雑な減算などのデータ処理プロセスは、システム内で行うことができる。システム表示は、手動で表示することなく、映像モードで行うことができる。
【００５５】
心収縮期／心拡張期の関心区間決定モジュール用のプログラムコード構造例を図７に示す。そこで、モジュールは、（例えば、時間分解ＭＲＡ画像を取得／表示する要求に関連する好適な操作者及びシステムの両方又は一方の命令を介して）開始される。ステップＳ０１で、粗いスキャンパラメータの操作者選択用に待機ループが開始される。該操作者選択には、例えばボックスａに示す項目が含まれるものとする。ボックスａで、操作者は、スキャン周期の開始及び停止の時点（Ｒ−Ｒ間隔など）、遅延時間増分などの反復回数又は大きさを画定できる（又は単純に、システムに、これらの最初の粗いスキャンパラメータを自動的に決定させることを選択してもよい）。操作者入力が完了したら、粗いＦＢＩ−Ｎａｖｉスキャン（ＥＣＧ−Ｐｒｅｐ撮像）がステップＳ０２で実行される。更に、操作者入力が可能であるなら（すなわち、完全な自動システム入力を望まないなら）、次に、時間に対する粗いスキャン信号の生成データがステップＳ０３で表示され、その後、ステップＳ０４で待機ループが開始されて、最終の心収縮期／心拡張期のスキャンパラメータの操作者選択が可能になる。ボックスｂに示すように、そのような操作者選択には、複数の間隔に対する選択肢を含めることができる。しかし、少なくとも第１の間隔に対して操作者は、スキャンの開始及び終了の時点、並びに、第２のより小さい時間間隔を入力できる。又は単純に、システムに、次の時間分解ＭＲＡスキャンプロセス用の好適なより小さい時間間隔を自動的に決定させる選択をしてもよい。
【００５６】
最終の操作者入力が完了すると、制御は、これらの操作者設定パラメータに従って実行される時間分解非造影ＭＲＡプロセスに向けて終了に進む（例えば、図７の前半に記載した粗いスキャンプロセスによって決定される、より限定された心収縮期／心拡張期の区間（単数又は複数）内で、従来の時間分解非造影ＭＲＡが実行される別個のモジュールへ抜けて完了するなど）。
【００５７】
当業者には自明であるが、要望があれば、実質上、図７に示すプロセスの全ては、操作者が制御入力を反復することなく、システムが自動的に実行できるようにプログラムできるであろう。例えば、操作者入力がある場合は、時間分解非造影ＭＲＡ用の全モジュールにおける基本設定パラメータなどの事前設定に限定できるであろう。
【００５８】
［ケース２］
次に、ケース２の場合について説明する。まず、ケース２−１において、決定部は、同期信号からの最適な遅延時間を自動的に決定するＡｕｔｏ−ＥＣＧ撮像法を用いて関心区間を決定する。例えば、決定部は、被検体に装着された心臓信号取得装置８などから心時相情報（例えば心電図）を収集し、収集した心時相情報を解析することで心収縮期及び心拡張期を特定し、心収縮期から心拡張期に向けて信号値が急激に変化する区間を関心区間として自動的に決定する。
【００５９】
また、ケース２−２において、決定部は、抑制する背景信号のｔ1値に基づいて関心区間を決定する。各組織が有するｔ1値は、その概略の範囲が予め既知であり、また、パルスシーケンスの条件によって各組織が有するｔ1値がどのような指数関数上で変化するかは予め既知であるとする。例えば、ケース１−１にて説明したＦＢＩ撮像法においては、心拡張期画像と心収縮期画像との差分画像を用いることが一般的であるので、背景信号は差し引かれ、背景信号の抑制が問題となることは少ないといえる。一方で、ケース１−２で説明したＴｉｍｅ−ＳＬＩＰ撮像法においては、必ずしも差分画像を用いるとは限らないので、背景信号の抑制が望まれることがある。
【００６０】
ここで、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰパルスによって励起された背景信号のｔ1値は、上述した指数関数上で変化するが、この変化の過程においてｔ1値が『０』になるヌルポイントが存在する。このヌルポイントの前後における所定範囲の区間が、背景信号が抑制されて所望の信号が強調して描出されるスイートスポット区間であるといえる。そこで、決定部は、例えば、抑制する背景信号の組織が予め判明している場合などに、この組織が有するｔ1値がどのような指数関数上で変化するかを予め特定する。そして、決定部は、指数関数上のヌルポイントを特定するとともにスイートスポット区間を特定することで、所定の時間分解能を満たす関心区間を決定する。
【００６１】
［その他のケース］
その他のケースについて説明する。決定部は、関心区間を包含する全体区間において、所定の時間分解能を下回る低時間分解能による間隔で複数回の事前撮像を行い、この事前撮像によって収集された複数の画像に基づいて流体の流速を算出し、算出した流速から、関心区間を決定する。より具体的には、決定部は、事前撮像によって収集された画像を用いて流体の移動距離を特定するとともに、特定した移動距離に対応する経過時間を、この事前撮像に用いられたパルスシーケンス情報から取得し、移動距離を経過時間で除算することで流体の流速を算出する。そして、決定部は、算出した流速に基づいて関心区間を決定する。例えば、決定部は、所定以上の流速が存在する時間軸上の区間を、関心区間として自動的に決定する。また、例えば、決定部は、流速の変化を示すグラフを表示部に表示し、操作者による関心区間の指定を受け付ける。
【００６２】
以下、決定部による流速算出処理を詳細に説明する。例えば、決定部は、ケース１−１と同様、ＥＣＧ−Ｐｒｅｐ撮像によって、同期信号（例えばＲ波）からの遅延時間を変化させながら心時相の異なる複数の画像を収集する。次に、決定部は、所定の心時相にて収集された画像と、基準となる心時相にて収集された画像との差分画像を用いて、心時相の異なる画像毎に、流体の移動距離を特定する。
【００６３】
上述したように、心時相の異なる画像間ではＭＲ信号の輝度が異なる。このため、例えば、基準となる心時相にて収集された画像から所定の心時相にて収集された画像を減算することで、その間に被検体内を移動した流体（例えば血液）の信号を描出することができる。例えば、図８において、「ｔn」は基準の心時相を示し、「Ｓ１（ｔn）」は心時相ｔnにて収集されたＭＲ信号を示す。図８に示すように、例えば、心収縮期にて心臓から拍出された血液のＭＲ信号は、その輝度が低いので（図８において例えば白色で表現）、遅延時間の増分が大きくなるほど、徐々に輝度の低い部分が増える。画像１〜画像６は、基準となる心時相の画像から各時相の画像を差し引いた画像であり、血液以外の情報が差し引かれ、血液のみが描出された画像となる。決定部は、例えば、この差分画像である画像１〜画像６を輝度に基づいて解析し、例えば、輝度の高い部分と輝度の低い部分とを区別することで、各心時相における流体の移動距離を特定する。例えば、決定部は、図９に示すように、移動距離Ｌ２〜Ｌ６を特定する。
【００６４】
また、決定部は、各画像の移動距離毎に、経過時間をパルスシーケンス情報から取得する。例えば、ケース１において、各心時相に対応する経過時間は、パルスシーケンス情報として設定された遅延時間に相当する。このため、決定部は、パルスシーケンス情報として設定された遅延時間を取得する。例えば、決定部は、図９に示すように、遅延時間として、ｔN+1msec、ｔn+2msec、ｔn+3msec、ｔn+4msec、ｔn+5msecを取得する。
【００６５】
そして、決定部は、各移動距離及び各経過時間を用いて流速を算出する。例えば、決定部は、ある移動距離を、この移動距離に対応する経過時間で除算することで、その心時相に特定の特定速度を算出する。例えば、図９に示すように、決定部は、移動距離Ｌ３を、経過時間（ｔn+2−ｔn）で除算することで、平均速度ＭＶ３を算出する。なお、速度の算出手法はこれに限られるものではない。例えば、図１０に示すように、算出部は、画像６と画像５との差分である移動距離ΔＬ６を、経過時間（ｔn+5−ｔn+4）で除算することで、特定速度ＳＶ（Specific  Velocity）を算出してもよい。あるいは、例えば、図１１に示すように、各心時相で累積した累積移動距離Ｌ６を累積経過時間（ｔn+5−ｔn）で除算することで速度を算出してもよい。
【００６６】
続いて、他の例を説明する。例えば、決定部は、ケース１−２と同様、ＢＢＴＩ−Ｐｒｅｐ撮像によって、同期信号（例えばＲ波）からのＢＢＴＩ時間を変化させながら時相の異なる複数の画像を収集する。次に、決定部は、時相の異なる画像毎に、流体の移動距離を特定する。
【００６７】
図１２に示すように、ＢＢＴＩ時間の増分が大きくなるほど、徐々に輝度の高い部分が増える（図１２において例えば黒色で表現）。決定部は、例えば、各画像を輝度に基づいて解析し、例えば、輝度の高い部分と輝度の低い部分とを区別することで、各時相における流体の移動距離を特定する。なお、ラベリングを行う収集とラベリングを行わない収集とを同時相にて交互に繰り返して２つの画像を収集した場合には、決定部は、収集した２つの画像の差分画像を用いてラベリングされた部分のみを抽出し、時相の異なる画像毎に、流体の移動距離を特定する。
【００６８】
次に、決定部は、各画像の移動距離毎に、経過時間をパルスシーケンス情報から取得する。例えば、決定部が、ＦＡＳＥ法を用いたＴｉｍｅ−ＳＬＩＰ撮像法によって、時相の異なる複数の画像を収集した場合を想定する。この場合、決定部は、経過時間として、パルスシーケンス情報から、ＢＢＴＩ時間と実効エコー時間（TEeff（Effective  Time  to  Echo））とを加算した値を取得する。また、決定部が、ｂＳＳＦＰ（balanced  Steady  State  Free  Precession）法を用いたＴｉｍｅ−ＳＬＩＰ撮像法によって、時相の異なる複数の画像を収集した場合を想定する。この場合、決定部は、ｋ空間の中央から位相エンコードが配列されるセントリックオーダリングの場合には、経過時間として、パルスシーケンス情報からＢＢＴＩ時間を取得する。一方、決定部は、ｋ空間に位相エンコードが順次配列されるシーケンシャルオーダリングの場合には、経過時間として、パルスシーケンス情報から、ＢＢＴＩ時間と位相エンコード数の半数分に相当する時間とを加算した値を取得する。これらの経過時間は、ｋ空間の中央付近に充填されるＭＲ信号が収集された経過時間に対応することを意図するものである。
【００６９】
更に、応用例として、ラベリングの手法は、上記した手法に限られるものではなく、例えば、ラベリングのパルスを連続的に照射するｐＣＡＳＬ（Pulsed  Continuous  Arterial  Spin  Labeling）手法でもよい。
【００７０】
以上述べた少なくとも一つの実施形態の磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法によれば、流体を効率的に撮像することが可能になる。
【００７１】
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】
【００７２】
８  心臓信号取得装置
９  被検体
１０  架台部
１１  被検体テーブル
１２  静磁場Ｂ0磁石
１３  末梢拍動及び心臓ゲート信号の両方又は一方
１４  Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ傾斜磁場コイルセット
１６  ＲＦコイルアセンブリ
１８  撮像ボリューム
２０  ＭＲＩシステム
２２  ＭＲＩシステム制御部
２４  表示部
２６  キーボード／マウス
２８  プリンタ
３０  ＭＲＩシーケンス制御部
３２  Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ傾斜磁場コイルドライバ
３４  ＲＦ送信部
３６  送信／受信スイッチ
３８  プログラムコード構造
４０  ＲＦ受信部
４２  ＭＲＩデータ処理部
４４  画像再構成プログラムコード構造
４６  ＭＲ画像記憶部
５０  ＭＲＩシステムプログラム／データ格納部
【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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