JP4220592B2

JP4220592B2 - Ｍｒｉ装置

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Publication number: JP4220592B2
Application number: JP19762398A
Authority: JP
Inventors: 徳典木村
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1998-07-13
Filing date: 1998-07-13
Publication date: 2009-02-04
Anticipated expiration: 2018-07-13
Also published as: JP2000023937A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、被検体内の原子核スピンの磁気共鳴現象を利用した磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置に係り、とくに、反転パルス（inversion pulse ）や飽和パルス（saturation pulse）を印加して原子核スピンをＴ１緩和（縦緩和）させる途中においてＲＦパルスを印加しながらエコーデ−タを収集するようにしたＴ１強調イメージングを行うＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージングは、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信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するエコー信号などのＭＲ信号から画像を再構成する手法である。
【０００３】
この磁気共鳴イメージングの一つに、反転パルスや飽和パルスを印加して原子核スピンをＴ１緩和（縦緩和）させる途中において、ＲＦパルスを印加しながらエコーデ−タを収集するようにしたＴ１強調イメージングが知られている。このＴ１強調イメージング法は、Time of Flight（ＴＯＦ）法に基づくＭＲアンギオグラフィや、ＩＲ（反転回復）パルスにより血流それ自体をラベリング（labe- ling）して組織血流を画像化するＡＳＬ（Arterial Spin Labeling）法に基づくＭＲアンギオグラフィ（例えば、「MRM 34:878-887 (1995), Kenneth K.Kwong et al., "MR Perfusion Studies with T1-weighted Echo Planar Imaging"」参照）に用いられている。
【０００４】
このようなイメージング法においては、単位時間当たりの空間分解能やＳＮＲを向上させることが非常に重要である。
【０００５】
従来、このＴ１強調イメージングを高速に行うには、高速ＦＥ法（turbo Flash 法とも呼ばれる）、ＥＰＩ（Echo Planar Imaging ）法、高速ＳＥ法などが用いられている。
【０００６】
この内、高速ＦＥ法は、それほど強力な傾斜磁場システムを必要としない、比較的普及タイプのＭＲＩ装置においても容易に実施できるイメージング法である。この高速ＦＥ法によれば、ＩＲパルスを印加した後、スピンをＴ１回復をさせながら、ＴＩ（Inversion Time）時間後に低フリップ角度のＲＦパルス（フリップパルス）を繰り返し時間ＴＲ毎に印加し、この各励起に伴うエコー信号を収集してｋ空間（周波数空間）に配置することでデ−タ収集される。このため、通常の撮像条件の場合、エコー信号の強度は定常状態になるまで増大または減衰し続ける。極力、一定の信号強度で収集することが望ましいので、ダミーのフリップパルスをいくつか印加する、いわゆる空打ちを行って定常状態に近付けてから、エコー信号収集用のフリップパルスを印加するなどの対策を講じている。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述した空打ちの手法をもってしても、血液や水のように、比較的、Ｔ１値の長い組織の場合、定常状態になるまでに印加するダミーのパルスを多く必要とするのみならず、たとえ定常状態になっても、ＳＮＲやＴ１コントラストが低下することが多かった。つまり、フリップパルスを印加しながら定常状態にするには時間が掛かり、位相エンコードを掛けない状態の場合でも、ｋ空間上で一定の信号強度を得ることが困難で、画像のぼけや空間周波数毎のコントラストの違いを生じていた。
【０００８】
本発明は、上述した従来技術の問題に鑑みてなされたもので、ＴＯＦ−ＭＲＡやＡＳＬ法のように、ほぼ単一のＴ１値を有する組織イメージング法において、単位時間当たりのＴ１コントラストおよびＳＮＲを向上させ、かつ、単位時間当たりの画像分解能を向上させたＴ１強調像を得ることを、その目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明では、その１つの態様として、反転パルスまたは飽和パルスによりＴ１回復させる途中で印加するフリップパルスの印加直前の縦磁化の大きさＭｚが、そのフリップパルスを順次印加していっても殆ど不変となるように設定した撮像パラメータを使ってイメージングが行われる。定性的には、Ｔ１回復によるスピンの縦磁化Ｍｚとフリップパルスの印加によるその縦磁化Ｍｚの減衰とが常にほぼ均衡するように、パルスシーケンスのパラメータ（撮像パラメータ）を本スキャン前に設定する。この設定法としては、代表的には、与えられた撮像条件（Ｔ１値など）から演算による求める手法と、フリップパルスのフリップ角を振りながらプレスキャンを行って、信号強度が時間と伴に一定となるようにフリップ角などの撮像パラメータを決定する手法がある。
【００１０】
具体的には、本発明に係るＭＲＩ装置は、被検体に印加する反転パルスまたは飽和パルスと、このパルスにより前記被検体のスピンをＴ１回復させる途中で印加する複数のフリップパルスと、この各フリップパルスに応答して発生するエコー信号を収集するための傾斜磁場パルスとを含むパルスシーケンスを実行するようにしたＭＲＩ装置であり、前記各フリップパルスの印加直前における前記スピンの縦磁化の強度がほぼ一定となるように設定された前記フリップパルスのフリップ角に基づき前記パルスシーケンスを実行するシーケンス実行手段を備えたことを特徴とする。
【００１１】
一例として、前記パルスシーケンスは、前記反転パルスを含む高速フィールドエコー法に従うパルスシーケンスである。
【００１２】
また、前記シーケンス実行手段は、測定部位の組織のＴ１値に基づき前記フリップパルスのフリップ角を予め演算する手段を備えてもよい。
【００１３】
さらに、前記フリップパルスのフリップ角を制御するために位相エンコード傾斜磁場を印加しない状態でプレスキャンを実行してエコー信号を得るプレスキャン実行手段と、このプレスキャンの実行に伴うエコー信号から前記フリップパルスのフリップ角の最適値を決めるパラメータ最適値決定手段とを備えてもよい。この場合、好適には、前記プレスキャン実行手段は、前記エコー信号の強度を複数の時刻で得る手段であり、前記パラメータ最適値決定手段は、前記複数の時刻における前記エコー信号の大小関係に基づき前記最適値を決める手段である。
【００１４】
さらに好適には、前記パルスシーケンスはＡＳＬ（Arterial Spin Labeling）法のパルスシーケンスとして組み込まれているとともに、前記プレスキャン実行手段および前記パラメータ最適値決定手段のそれぞれは前記ＡＳＬ法に関わる血液のラベリング前後の差分データに対して実行させることである。
【００１５】
また、別の例として、前記パルスシーケンスは、前記反転パルスを含む高速スピンエコー法に従うパルスシーケンスであってもよい。
【００１６】
さらに、前記パルスシーケンスは、ＭＲアンギオグラフィまたはＡＳＬ（Arterial Spin Labeling）法のパルスシーケンスとして組み込まれていてもよい。
【００２７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面を参照して説明する。
【００２８】
第１の実施の形態
第１の実施形態を図１〜図９を参照して説明する。この実施形態に係るＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置は、撮像対象の組織のＴ１値が既知の場合に好適に実施できる撮像法を採用しており、装置内部で予め演算によって撮像パラメータを最適に決定することを特徴とする。
【００２９】
このＭＲＩ装置の概略構成を図１に示す。このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。
【００３０】
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ₀を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４には、後述するコントローラの制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のための電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
【００３１】
傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はさらに、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケンサ５の制御のもと、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
【００３２】
傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、物理軸としての３軸であるＸ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成して、論理軸としてのスライス方向傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅ、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒの各方向を任意に設定・変更することができる。スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は静磁場Ｈ₀に重畳される。
【００３３】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。この送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは、後述するシーケンサ５の制御のもとで、磁気共鳴（ＭＲ）現象を誘起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に供給する一方、ＲＦコイル７が受信した高周波のＭＲ信号を受信し、各種の信号処理を施して、対応するデジタル信号を形成するようになっている。
【００３４】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ（シーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、および入力器１３を備える。この内、ホスト計算機６は、記憶したソフトウエア手順により、シーケンサ５にスキャンシーケンス情報を指令するとともに、シーケンサ５を含む装置全体の動作を統括する機能を有する。
【００３５】
シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの一連の動作を制御する。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｒおよび受信器８Ｔを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。
【００３６】
また、シーケンサ５は、受信器８ＲからのＭＲ信号のデジタルデータを入力して、再構成処理を行う演算ユニット１０にそのデータを転送する。演算ユニット１０は、フーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）への生データ（原データとも呼ばれる）の配置、および、生データを実空間画像に再構成するための２次元または３次元のフーリエ変換処理を行うようになっている。また、演算ユニット１０は、３次元画像データから２次元画像を生成するためにＭＩＰ（最大値投影）処理なども実施できるようになっている。
【００３７】
記憶ユニット１１は、生データおよび再構成画像データのみならず、演算処理が施された画像データなどを保管することができる。表示器１２は画像を表示する。また、術者は入力器１３を介して所望のスキャン条件、スキャンシーケンス、画像処理法などの必要情報をホスト計算機６に入力できるようになっている。
【００３８】
また制御・演算部の要素として、音声発生器１６、および、ＥＣＧセンサ１７、ＥＣＧユニット１８が設けられている。音声発生器１６は、シーケンサ５またはホスト計算機６からの指示に応答して、患者（被検体）に息止めのための音声メッセージを発生する。また、ＥＣＧセンサ１７およびＥＣＧユニット１８は患者の心電図信号を検出してシーケンサ５に出力するようになっており、これにより心電同期スキャンを行うことができる。
【００３９】
ここで、本発明に係る撮像パラメータの演算による最適化手法の原理を説明する。ＩＲパルスを用いる高速ＦＥ法を一例として説明する。
【００４０】
図２（ａ），（ｂ）に、ＩＲパルスを用いるＴ１強調の高速ＦＥ法のパルスシーケンスのＲＦパルス部分と、ＲＦパルスの印加に対応した縦磁化の強度Ｍｚの時間変化曲線とを模式的に示す。同図に示す如く、被検体の原子核スピンは時刻ｔ＝０でＩＲパルスを印加した後からＴ１回復し初め、ｔ＝ＴＩでフリップ角＝αの最初のＲＦパルス（以下、フリップパルスと呼ぶ）が印加される。このフリップパルスの印加に応答してエコー時間ＴＥ後に所定の位相エンコード量でエコー信号が収集される。最初のフリップパルスの印加から繰り返し時間ＴＲ後には第２番目のフリップパルスが同じく印加され、エコー時間ＴＥ後に位相エンコード量を変えてエコー信号が収集される。以下、同様にフリップパルスの印加およびエコー信号の収集が繰り返され、画像再構成用のｋ空間全体がエコーデ−タで埋められる。
【００４１】
このフリップパルスの断続的な印加に伴う縦磁化強度Ｍｚは定性的には同図
（ｂ）ように変化する。フリップパルスのフリップ角度は、ある値α（通常、α＜９０゜）に設定されるため、フリップパルスの印加直後もＭｚ＝０にはならない。この後も、次のフリップパルスの印加直前までＴ１回復が続けられ、縦磁化Ｍｚがある強度になった時点で次のフリップパルスが印加される。
【００４２】
第ｋ番目のフリップパルスが印加されるときの印加直前および印加直後の縦磁化強度Ｍｚは、定量的には以下のように表される。
【００４３】
初期磁化Ｍｚ＝Ｍ₀＝１、ＩＲパルスのフリップ角＝１８０゜、ＩＲパルス印加直前の縦磁化をａ_i（ｉ＝１，２，…）（１８０°パルスにより磁化は完全に反転するものとする）、第ｋ番目のフリップパルスの印加直前の縦磁化Ｍｚ＝Ｃ_k-、その印加直後の縦磁化Ｍｚ＝Ｃ_k+とする。
【００４４】
第１番目（第１ショット）のＩＲパルスの印加後における第１番目のフリップパルスの印加直前の縦磁化Ｍｚ＝Ｃ_1-は、
【数１】
Ｃ_1-＝１−（１＋ａ₁）exp （−ＴＩ／Ｔ１）
となり（ここでは、第１番目なのでａ₁＝１となる）、第１番目のフリップパルスの印加直後の縦磁化Ｍｚ＝Ｃ₁₊は、
【数２】
Ｃ₁₊＝Ｃ_1-・ｃｏｓα
となる。第２番目のフリップパルスの印加直前の縦磁化Ｍｚ＝Ｃ_2-は、
【数３】
Ｃ_2-＝１−（１−Ｃ₁₊）exp （−ＴＩ／Ｔ１）
となり、第１番目のフリップパルスの印加直後の縦磁化Ｍｚ＝Ｃ₂₊は、
【数４】
Ｃ₂₊＝Ｃ_2-・ｃｏｓα
となる。これを繰り返し、第ｎ番目のフリップパルスの印加直前の縦磁化Ｍｚ＝Ｃ_n-は、
【数５】
Ｃ_n-＝１−｛１−Ｃ_(n-1)+｝exp （−ＴＩ／Ｔ１）
となり、第ｎ番目のフリップパルスの印加直後の縦磁化Ｍｚ＝Ｃ_n+は、
【数６】
Ｃ_n+＝Ｃ_n-・ｃｏｓα
となる。第２番目（第２ショット）のＩＲパルスを印加する直前の縦磁化Ｍｚ＝ａ₂は、
【数７】

のように順次表される。
【００４５】
したがって、第ｋ番目（ｋ＝１，２，…，ｎ）のフリップパルスの印加直前の縦磁化Ｍｚおよびその印加直後の横磁化Ｍｘｙは、
【数８】

と表される。
【００４６】
図３〜図６に、ａ₁＝１および静磁場１．５Ｔまたは０．５Ｔにおける血液のＴ１値を仮定して与えた撮像パラメータの下でのフリップパルスの縦磁化Ｍｚおよび横磁化Ｍｘｙの変化のシミュレーション結果を示す。なお、これらの図における縦軸は任意単位である。
【００４７】
撮像パラメータを適当に与える従来の撮像法のもとでは、例えば、図３または図４に示すように、縦磁化Ｍｚの強度はフリップパルスの印加が進むにつれて変化する。
【００４８】
そこで、高速ＦＥ法において、フリップパルスを印加し続けても縦磁化Ｍｚの強度が一定となる条件を考える。
【００４９】
この条件は、フリップパルスを印加する直前の縦磁化Ｍｚ＝Ｃ_k-がその１つ前のフリップパルスを印加する直前の縦磁化Ｍｚと同じになる条件、すなわち、
【数９】
Ｃ_k-＝Ｃ_(k-1)- ……（３）
を満たせばよい。
【００５０】
すなわち、
【数１０】
Ｃ_1-＝Ｃ_2-＝Ｃ ……（４）
となるＦＡ（＝α）の条件を求めればよい。
【００５１】
【数１１】

ゆえに、
【数１２】

（６）式に（４）式を代入して、
【数１３】

となるから、
【数１４】

この式に、Ｃ＝（５）式を代入して、
【数１５】

が得られる。ここで、ａ_iはｉ番目のＩＲパルスの印加直前の縦磁化Ｍｚである。ただし、この式は、０≦α≦９０°の範囲のαに対してのみ成立する。
【００５２】
なお、上記（７）式において、縦磁化Ｍｚの縦緩和時間Ｔ１に対する変化が最大となる条件ＴＩ＝Ｔ１では、
【数１６】

となる。ここで、ｅは自然対数の底である。
【００５３】
上記（７）式が、フリップパルスを印加し続けた場合でも、縦磁化Ｍｚが変動しない条件を与える。つまり、ｃｏｓαは、ＩＲパルス印加直前の縦磁化Ｍｚ＝ａ，反転時間ｔ，Ｔ１，ＴＲの関数
【数１７】
ｃｏｓα＝ｆ（ａ，ｔ，Ｔ１，ＴＲ）
となる。
【００５４】
そこで、縦磁化Ｍｚがフリップパルス毎に一定となる条件、つまり上記（７）式を満たすようにフリップ角度を決めると、図５で表すように、縦磁化Ｍｚが一定になる。定性的には、Ｔ１回復に因る縦磁化Ｍｚの増加と各フリップパルス印加に因るその磁化Ｍｚの減衰とを釣り合う条件に設定できる。
【００５５】
なお、上記（７）式でａ＝１とすれば、最初のＩＲパルス（第１ショット）に拠るＴ１回復過程における場合であるが、回復時間Ｔrecov を十分長くとると、２番目以降のＩＲパルスに拠るＴ１回復過程においても同様に成立する。
【００５６】
また、回復時間Ｔrecov を十分大きく採らない場合でも、前記（１）式で表される縦磁化Ｍｚ＝ａ_２をａ_１に代入して順次、ａ_３，ａ_４，…とほぼ定常状態になるまで求め、その縦磁化Ｍｚ＝ａの値を（７）式に代入して新たなαを求めればよい。必要ならば、この新たなαを用いて再度、１ショット目からａ_２，ａ_３，…を計算し、定常になったａの値を（７）式に代入して、αを求め直すようにしてもよい。
【００５７】
本発明者が行ったシミュレーションに拠ると、縦磁化Ｍｘｙ（つまり上述のａ_ｉ）は第２〜３ショット目のＩＲパルスでほぼ定常になることが分かった。つまり、図５の撮影条件の元で回復時間Ｔrecov ＝１．５ｓｅｃとしてショット＃（＝ｉ）に対してＩＲパルス印加直前の縦磁化Ｍｚの大きさａ_ｉを図１２に示す。これによると、ａ_ｉは第２ショット目以降、ほぼ一定になることが分かる。このａの大きさを０．８として再び（７）式に代入してαを求めると、α＝９．７、すなわち約１０°となる。
【００５８】
なお、フリップ角αの値は厳密に（７）式を満たす必要はなく、その許容範囲は±１０％程度である。
【００５９】
図３〜図５は静磁場強度が１．５Ｔのときを示すが、これよりも静磁場強度が低い０．５Ｔの条件で縦磁化Ｍｚを一定にするシミュレーション例を図６に示す。このように、静磁場強度＝１．５Ｔのときには、ＴＲ＝９ｍｓ、フリップ角ＦＡ（＝α）＝１１．６゜、ＴＩ＝１２００ｍｓ（ＴＩ＝Ｔ１の条件とする）：静磁場強度＝０．５Ｔのときには、ＴＲ＝９ｍｓ、フリップ角ＦＡ＝１２．７゜、ＴＩ＝１０００ｍｓ（ＴＩ＝Ｔ１の条件とする）と、現実的な撮像パラメータで縦磁場強度を一定にできることが分かる。エコー時間ＴＥは、縦磁化Ｍｚには無関係で、横磁化Ｍｘｙでも無視しているが、通常のＭＲＩ装置の場合、ＴＥ＝３ｍｓｅｃ前後と短く設定できるので、Ｔ２（Ｔ２^＊）減衰は最小にすることができる。
【００６０】
次に、この実施形態の動作を説明する。
【００６１】
いま、ＩＲパルスを用いた高速ＦＥ法に基づくＡＳＬ法により組織血流をイメージングする場合であって、診断（測定）部位の組織のＴ１値が既知の場合を説明する。
【００６２】
シーケンサ５は、イメージング前に、ホスト計算機６から反転時間ＴＩ，繰り返し時間ＴＲ，回復時間Ｔrecov の情報を少なくとも含む撮像条件を読み込む（図７ステップＳ１）。シーケンサ５は次いで、その撮像条件を用いて前述した（７）式に基づく演算を行って、フリップパルスのフリップ角度ＦＡ（α）の最適値を求める。これにより、撮像パラメータの最適値が取り込まれる（ステップＳ２）。このように準備が済むと、シーケンサ５は、その撮像パラメータのパルスシーケンスに基づきエコーデータの収集（本スキャン）を実行する（ステップＳ３）。
【００６３】
いま、一例として、図８に示すように、ＩＲ（反転）パルス付きの高速ＦＥ法のパルスシーケンスでＡＳＬ法に基づく組織血流（組織内血流）のイメージングが指令されたとする。なお、このパルスシーケンスに伴う撮像パラメータ：反転時間ＴＩ、繰り返し時間ＴＲ、フリップパルスのフリップ角ＦＡ（α）、回復時間Ｔrecov は前述した（７）式に基づく演算により、各フリップパルス印加直前の縦磁化Ｍｚが一定値になるように、予め最適値に設定されている。
【００６４】
シーケンサ５は、１回目はスライス方向の傾斜磁場Ｇｓを掛けない状態でＩＲパルス（１８０°ＲＦパルス）を印加して、被検体の撮像部位の原子核スピンに縦緩和（Ｔ１緩和）を起こさせる。このＴ１緩和による磁化回復が行われている間、最適値の反転時間ＴＩだけ待機する。
【００６５】
この後、反転時間ＴＩが経過すると、最適値に設定されている低フリップ角度αの最初のフリップパルスがスライス方向傾斜磁場Ｇｓと共に印加される。このスライス方向傾斜磁場Ｇｓはその後、スピンリフェーズのために極性反転されて印加される一方で、これに並行して読出し方向傾斜磁場Ｇｒが所定方向に印加される。この読出し方向傾斜磁場Ｇｒはその後、エコー信号読出しのために極性反転され、所定期間の間、周波数エンコード用として印加される。最初のフリップパルス印加のときには、ここでは、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅ＝０に設定されている。
【００６６】
最初のフリップパルスＰ１から最適値のエコー時間ＴＥに近付くにつれて、撮像部位から最初のエコー信号が発生してくる。このエコー信号はＲＦコイル７で検出され後、受信器８Ｒに送られる。受信器８Ｒにて、エコー信号は増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅などの所定の受信処理に付された後、Ａ／Ｄ変換される。このデジタル量のエコーデータはシーケンサ５を通して演算ユニット１０に転送され、仮想的に形成されたｋ空間の、その位相エンコード量に対応した列位置に沿って配置される（図９参照）。
【００６７】
なお、この実施形態では、零エンコードを境に低周波のエンコードからデータを収集・配置する“centric phase encoding”法を例に採っているが、必ずしもそのような収集・配置法に限定されるものではない。
【００６８】
この最初のエコー信号の収集が終わる時刻になると、読出し方向傾斜磁場Ｇｒの印加も終わる。
【００６９】
最初のフリップパルスＰ１の印加から、最適値に設定されて繰返し時間ＴＲが経過すると、２番目のフリップパルスＰ２がスライス方向傾斜磁場Ｇｓと共に印加される。このフリップパルスＰ２の印加についても、上述と同様にしてエコー信号が収集される。この一連のフリップパルスの印加およびエコーデータ収集は、位相エンコード回数分（例えば１２８回）繰り返して実行される。この２回目以降のフリップパルス印加時には、エコー信号収集前に、各回毎に変えた波形面積の位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅのパルスを印加する。また、エコー信号の収集後には、その位相エンコードパルスのスピンに対する位相の影響を打ち消すために、逆向き極性の傾斜磁場Ｇｅのパルスが印加される。
【００７０】
なお、このような巻き戻し用の傾斜磁場を必要に応じて読出し方向、および／または、スライス方向に印加するように構成してもよい。
【００７１】
この結果、ｋ空間全部にエコーデータ（生データ）が配置される。このｋ空間へのエコーデータの配置が完了した時点で、演算ユニット１０により、その１組のエコーデータが２次元フーリエ変換により実空間の画像データに再構成される。このようにして生成された、１回目のスキャンに係る画像のデータは演算ユニット１０の内蔵メモリまたは記憶ユニット１１に一時保管される。
【００７２】
さらに、上述と同様にして２回目のスキャンが実行され、エコーデータが収集された後、画像が再構成される。このときには、最初のＩＲパルスを印加するときに、スライス方向傾斜磁場Ｇｓ＝Ｇｓ（ＩＲ）が並行して印加される。
【００７３】
演算ユニット１０は、例えば、この２回のスキャンに係る画像データの差分などからＡＳＬ法に拠る画像データを得る。
【００７４】
このように本実施形態によれば、ＩＲパルスを用いるＴ１強調の高速ＦＥ法のイメージングにおいて、フリップパルス印加直前の縦磁化Ｍｚがｋ空間にて位相エンコードの無い状態で一定となるように、撮像パラメータＴＩ，ＴＲ，ＴＥ，αを予め演算し最適化させている。つまり、ｋ空間上で空間周波数の成分の変動が少なく、位相エンコードが無い状態で各位相エンコード毎にほぼ一定の信号強度になる。これゆえ、従来のように空打ちのダミーパルスを用いなくても、画像の単位時間当たり（すなわちスキャン時間が同じとき）のＳＮＲ、Ｔ１コントラスト、および空間分解能が共に向上したものになる。同時に、Ｔ１値の計算、したがって、ＡＳＬ法による組織血流の定量化が容易になるという利点がある。
【００７５】
なお、この第１の実施形態では、１つのインバージョンパルスで１画像分全てのエコーデータを収集するパルスシーケンスを採用する例を説明したが、これに代えて、複数のインバージョンパルスで１画像分のエコーデータを収集する、いわゆる、セグメンテッド高速ＦＥ法を採用することもできる。
【００７６】
第２の実施形態
本発明の第２の実施形態を図１０、１１に基づき説明する。この実施形態以降の実施形態において、上述した第１の実施形態の構成要素と同一または同等の要素には同一符号を用いて、その説明を省略または簡略化する。
【００７７】
この第２の実施形態は、測定対象の組織のＴ１値が未知の場合に好適に実施できるＭＲＩ装置を提供する。
【００７８】
測定対象の組織のＴ１値が未知の場合、本スキャンの前に、プレスキャン（テンプレートスキャン）を行って最適な撮像パラメータをその都度決めればよい。このプレスキャンはシーケンサ５により指令される。プレスキャンでは、位相エンコードを掛けずに、フリップパルスのフリップ角ＦＡ（α）を振りながら、エコーデータが収集される。シーケンサ５、ホスト計算機６、または演算ユニット１０は、このプレスキャンに対応して、例えば図１０の処理を実行する。
【００７９】
同図の処理がシーケンサ５によって実行されるとすると、シーケンサ５はホスト計算機６からフリップパルスＰ１〜Ｐｎ（図１１参照）のフリップ角ＦＡの初期値を読み込み、初期設定する（ステップＳ１１）。次いで、シーケンサ５は、ＩＲパルスを用いた高速ＦＥ法のプレスキャン（位相エンコード無し）の実行を指令する（ステップ１２）。
【００８０】
シーケンサ５は、このプレスキャンの実行と並行して、図１０のステップＳ１３〜Ｓ２１に示す処理を行う。具体的には、図１１にも模式的に示してあるが、反転時間ＴＩ以降で時刻ｔ＝ｔ１になったときのエコー信号の強度Ｓ（ｔ１）を測定し（ステップＳ１３，Ｓ１４）、さらに、時刻ｔ＝ｔ２になったときのエコー信号の強度Ｓ（ｔ２）を測定する（ステップＳ１５，Ｓ１６）。
【００８１】
このように時間軸上の２点ｔ１，ｔ２のみを測定すれば足りる理由は、フリップ角の変化に応じた信号の変化は単調であることが分かっているので、最低２点ｔ１，ｔ２の時間の信号強度を知ることができれば、その大小関係に基づき最適フリップ角ＦＡを探すことができるからである。２点ｔ１，ｔ２での測定でも足りるが、当然に３点以上の時刻で測定しても勿論よい。
【００８２】
シーケンサ５は、測定した２点ｔ１，ｔ２の信号強度Ｓ（ｔ１）、Ｓ（ｔ２）から、｜Ｓ（ｔ１）−Ｓ（ｔ２）｜＜Ｓthd か否かを判断する（ステップＳ１７）。しきい値Ｓthd は信号Ｓの変動を収束させるための値である。この判断でＹＥＳとなるときは、信号値が不変と見做せるほど十分に収束した場合であるから（図１１の曲線Ａ参照）、フリップ角の最適値ＦＡopt ＝現在値ＦＡに設定して処理を終わる（ステップＳ１８）。
【００８３】
反対に、ステップＳ１７の判断＝ＮＯとなるときは、さらに、｜Ｓ（ｔ１）｜＜｜Ｓ（ｔ２）｜か否かを判断する（ステップＳ１９）。この判断は、信号曲線が時間経過と伴に、すなわちフリップパルスを掛けていくにしたがって、信号Ｓの強度が上がるか下がるかを見極めるためのものである。
【００８４】
図中の曲線Ｂのように｜Ｓ（ｔ１）｜＜｜Ｓ（ｔ２）｜となるときは（ステップＳ１４でＹＥＳ）、フリップパルスＰ１〜Ｐｎのフリップ角ＦＡ＜フリップ角の最適値ＦＡopt の状態である。このため、フリップ角ＦＡを上げるべく、ＦＡ＝ＦＡ＋ΔＦＡの演算を行って（ステップＳ２０）、その処理をステップＳ１２に戻し、プレスキャンを再指令する。ΔＦＡはフリップ角の微小ステップ値である。これにより、今度はフリップ角が微小値分増加された状態で、プレスキャンが実行される。
【００８５】
ステップＳ１９の判断でＮＯとなるときは｜Ｓ（ｔ１）｜＞｜Ｓ（ｔ２）｜であり、信号の時間変化曲線は図１１中の曲線Ｃで表される。このときは、フリップパルスＰ１〜Ｐｎのフリップ角ＦＡ＞フリップ角の最適値ＦＡopt の状態である。このため、フリップ角ＦＡを下げるべく、ＦＡ＝ＦＡ−ΔＦＡの演算を行って（ステップＳ２１）、その処理をステップＳ１２に戻し、プレスキャンの再指令する。これにより、今度はフリップ角を微小値分減少させた状態で、プレスキャンが実行される。
【００８６】
この図１０の処理を行うことで、フリップ角ＦＡをその大小の方向に振りながらプレスキャンが実行され、信号強度の収束条件を満足したときにフリップ角ＦＡの最適値ＦＡopt が自動的に設定される。
【００８７】
このようにフリップ角ＦＡが最適設定されると、このフリップ角をその１つとして取り込んだ撮像パラメータを使い、前述したと同様に本スキャンを実施できる。したがって、本実施形態のＭＲＩ装置によれば、測定部位のＴ１が未知の場合であっても、最適な撮像パラメータを自動的に設定でき、前述の実施形態と同等の作用効果を得ることができる。
【００８８】
第３の実施形態
本発明の第３の実施形態を図１３〜１５に基づき説明する。この第３の実施形態は、収集されたｋ空間データを適宜な補正関数で補正することにより、後処理として、横磁化Ｍｘｙの特性をフラットにする手法に関する。
【００８９】
前述した第１、第２の実施形態の手法は、フリップパルス印加直前の縦磁化Ｍｚ、同時にフリップパルス印加直後の横磁化Ｍｘｙが一定になるように撮像パラメータを事前に決めるものであったが、横磁化Ｍｘｙが一定でない場合、とくに、フリップパルスのフリップ角ＦＡを前述した第１の実施形態で求めた最適条件よりも深め（大きく）にした場合、磁化Ｍｚ（横磁化Ｍｘｙ）はフリップパルスの印加につれて徐々に低下するが、フリップパルスの印加数ｎが小さい範囲、すなわちフリップパルスの印加がそれほど進んでいない範囲（零エンコードを境に低周波のエンコードから収集する"centric phase encoding"では低周波成分となる）の縦磁化Ｍｚは多少とも大きめの値になる（図４参照）。この大きめの縦磁化Ｍｚの部分を収集すれば、ＳＮＲを向上させることができる。
【００９０】
しかし、このようにフリップパルスのフリップ角ＦＡを第１の実施形態で決めた最適条件よりも深めにした場合、横磁化Ｍｘｙは、ローパスフィルタを掛けて高周波成分を低減させたような特性になる。この低減の程度が大きければ、空間分解能の劣化も大きくなる。このため、従来のように単に収集して再構成するだけでは、有効な画像は得られない。
【００９１】
この第３の実施形態によるＴ１強調イメージング法は、このような状況に着目したもので、データ収集後の後処理により、かかる事態を回避するものであり、第１および第２の実施形態によるＴ１強調イメージング法のように本スキャン前に計算またはプレスキャンにより事前に最適な撮像パラメータを設定しておく手法とはアプローチが異なる。
【００９２】
具体的には、第３の実施形態では、空間分解能の劣化を補正するため、横磁化Ｍｘｙの特性Ｈdecay を、与えられた撮像パラメータから計算するか、位相エンコード量を零にしたプレスキャンで測定して求める。この特性Ｈdecay に基づき補正関数Ｈｃを演算し、この補正関数Ｈｃで横磁化Ｍｘｙの特性Ｈdecay をフラットに補正する。この補正は、好適な例として、ｋ空間のデータと逆フィルタ（inverse filter）またはウィナー・フィルタ（Wiener filter ）との積をとることによりなされる。
【００９３】
ここで、逆フィルタおよびウィナー・フィルタ（Wiener filter ）による補正関数を説明する。
【００９４】
図１３に、ｋ空間での横磁化Ｍｘｙの変化の特性Ｈdecay とその逆フィルタの特性Ｈｃとの一例を示す。このフィルタ特性Ｈｃは、
【数１８】

である。逆フィルタは、横磁化Ｍｘｙの特性Ｈdecay がローパス特性であることを前提として高周波成分のＳＮＲをあまり低下させないように、補正を所定の有限のエンコード量Ｋlimit までに限定したフィルタであるが、必要に応じて、さらに別のローパスフィルタを掛けるようにしてもよい。
【００９５】
また、本実施形態で適用するウィナー・フィルタ（Wiener filter ）は、逆フィルタとＳＮＲのコントロールとを組み合わせたフィルタである。このフィルタ特性Ｈｃ（ｋｘ，ｋｙ）は、
【数１９】

に設定される。ここで、
【外１】

である。パワースペクトラムＰｓ、Ｐ_Nは実際のｋ空間では次のように演算される。
【００９６】
【数２０】

ノイズパワー計算用のＲＯＩは、図１４に示すように、ｋ空間において信号成分がほとんど零と見做せる例えば４隅の局所的な矩形状ＲＯＩ（例えば、２０×２０ピクセル）内の平均値として求める。
【００９７】
このように、ここでのウィナー・フィルタ（Wiener filter ）は逆フィルタとＳＮＲのコントロールとを組み合わせており、パワースペクトラムＰｓ，Ｐ_Nに実際のデータを用いることから、本来のWiener filter とは趣が多少異なるが、これもWiener filter の範疇に含めることにする。なお、これに限らず、Wiener filter として適宜な変形が可能である。
【００９８】
図１５に、ホスト計算機６により実行される準備用のプレスキャンからイメージング用の本スキャンまでの処理の流れを示す。ホスト計算機６は、入力器１３などから撮像用のパルスシーケンスの種類およびそれに沿った適宜な撮像パラメータ（繰り返し時間ＴＲ，エコー時間ＴＥ，回復時間Ｔrecov ，フリップ角ＦＡなど）を入力して、プレスキャンを実行をシーケンサ５に指令する（ステップＳ３１，Ｓ３２）。このプレスキャンは、位相エンコード用の傾斜磁場を掛けないで実行される。
【００９９】
このプレスキャンが完了すると、ホスト計算機６は演算ユニット１０に、ｋ空間での横磁化Ｍｘｙの変化の特性Ｈdecay （ｋｙ）の演算を指令する（ステップＳ３３）。この演算は、位相エンコードｋｙの全体をとって行ってもよいし、位相エンコードｋｙの数点（例えば５、６点）をとってカーブフィッティングにより行ってもよい。次いで、ホスト計算機６は、演算ユニット１０に、横磁化Ｍｘｙの変化の特性Ｈdecay （ｋｙ）に基づいて、前述したように例えば逆フィルタ（inverse filter）またはウィナー・フィルタ（Wiener filter ）の補正関数Ｈｃ（ｋｘ，ｋｙ）を演算するように指令する（ステップＳ３４）。
【０１００】
このように準備が済むと、ホスト計算機６はイメージング用の本スキャンに移行する（ステップＳ３５，Ｓ３６）。この本スキャンは、例えば、ＩＲパルスを用いた高速ＦＥ法に基づきＡＳＬ法によって２回行われる。
【０１０１】
本スキャンによって得た各スキャンのｋ空間のデータ（信号値）Ｓ（ｋｘ，ｋｙ）は、演算ユニット１０により、補正関数Ｈｃ（ｋｘ，ｋｙ）を使って、画素毎に、
【数２１】

の乗算が実行され、補正データＳｃ（ｋｘ，ｋｙ）が演算される（ステップＳ３７）。この補正データＳｃ（ｋｘ，ｋｙ）はその後、演算ユニット１０よる再構成処理及び差分処理（ＡＳＬ法）、表示器１２による画像表示、記憶ユニット１１へのデータ格納処理などに処せられる（ステップＳ３８，Ｓ３９）。
【０１０２】
このように、低周波側の信号強度が大きくなるように設定したフリップ角ＦＡを含むパルスシーケンス条件の元に、ｋ空間での横磁化Ｍｘｙの変化特性Ｈdecay （ｋｙ）をプレスキャンで計測し、ｋ空間データを逆フィルタまたはウィナー・フィルタにより補正する。これにより、後処理として、ｋ空間データをほぼフラットな特性に補正することができる。したがって、"centric phase encoding"に基づくＴ1 強調イメージングにおいて、高いＳＮＲを確保でき、かつ、空間分解能の劣化を防止できる。
【０１０３】
なお、この第３の実施形態において、横磁化Ｈｘｙの変化の特性Ｈdecay をプレスキャンによる計測で求めたが、第１の実施形態のときと同じように、最初から計算によって求めるようにしてもよい。
【０１０４】
また、この第３の実施形態に係る図１５の処理において、ステップＳ３３，Ｓ３４，Ｓ３７などの演算ユニット１０に任せていた演算をホスト計算機６自ら実行するように構成してもよい。
【０１０５】
さらに、上述した第３の実施形態において、フリップパルスを印加直前の縦磁化Ｍｚ、すなわちｋ空間での横磁化Ｍｘｙがほぼ一定にならない場合に、エコー信号をｋ空間に配置した後の後処理としての各種のフィルタによりほぼ一定にするようにした。しかし、必ずしもそのような後処理を使用しなくても済む場合もある。それは、縦磁化Ｍｚの変動がそれほど大きくない場合、例えば前述した図３の場合、信号値がほかの部分より高くなるｎ＝大、すなわち時間的に後ろの領域で印加するフリップパルスに応答して発生するエコー信号がｋ空間の低周波側（位相エンコード量＝０）に配置されるように、パルスシーケンスの位相エンコード用傾斜磁場パルスを割り振ればよい。反対に、図４の場合は、信号値がほかの部分よりも高いくなるｎ＝小、すなわち時間的に初めの領域で印加するフリップパルスに応答して発生するエコー信号がｋ空間の低周波側に配置されるように位相エンコード用傾斜磁場パルスを割り振ればよい。このように、高強度のエコー信号をｋ空間の低周波側に優先的に配置するという位相エンコード量の振り方を一種のパラメータと捉えることで、後処理を不要にしたＴ１強調イメージングができる。
【０１０６】
さらにまた、この第３の実施形態では、縦磁化の変動が大きい場合を例として説明したが、縦磁化の変動がそれほど大きくない場合や、その変動が極めて微細な場合にも適用することにより、画像の空間分解能をさらに高めることができる。また、前述した第１、第２の実施形態により適切な撮影パラメータを設定することができた場合であっても、この第３の実施形態に拠る後処理を追加実施することができ、それにより、診断上、一層、有効な画像を提供することができる。
【０１０７】
なお、本発明では上述した実施形態以外にも種々の変形形態が可能である。
【０１０８】
その１つとして、測定対象とする組織が様々なＴ１値を有する複数の組織から形成されている場合のイメージングがある。例えば頭部の場合、灰白質、白質、ＣＳＦ（脳脊髄液）、脂肪などから成る。静磁場が０．５Ｔの場合、灰白質および白質がＴ１＝６００〜８００ｍｓ程度、ＣＳＦがＴ１＝５０００ｍｓ程度、さらに、脂肪がＴ１＝２００ｍｓ程度である。そのままではＴ１値の異なる信号が混在し、Ｔ１値に依存して撮像条件が変化するので、撮像条件を１つに決めることは難しいと思われがちだが、本発明のイメージング法が主に目指しているのは、ＭＲアンギオグラフィである血管内の血液、または、ＡＳＬ法に拠る毛細血管内や組織内の血液であるので、Ｔ１値はほぼ均一と見做すことができ、そのＴ１値に応じた撮像条件を決めることができ、イメージングが可能になる。
【０１０９】
また、この他にも、測定対象のＴ１値がほぼ単一の組織であれば、当然に、上述のイメージング法を適用できる。
【０１１０】
さらに、ＡＳＬ法は血液のラベリング前後の差分に基づき、流れている血液のみの成分を抽出するが、このＡＳＬ法の実施において、前述のように撮像パラメータをプレスキャンで設定する場合は、ラベリング前後の差分の信号に対して撮像パラメータの最適化を行えばよい。
【０１１１】
さらにまた、上述した実施形態は、ＩＲパルスを用いた高速ＦＥ法を実施するＭＲＩ装置およびＭＲイメージング方法を説明したが、本発明で実施可能なパルスシーケンスはこれに限定されない。ＩＲパルス（１８０°ＲＦパルス）または飽和パルス（９０°ＲＦパルス）を用い、Ｔ１回復過程にてｋ空間を充足する生データを収集できるパルスシーケンスであれば同様に実施できる。例えば、ＩＲパルスを用いた高速ＳＥ法の場合、１つのフリップパルスと複数のリフォーカスパルスの印加によりｋ空間充足用データを収集するが、フリップパルスとリフォーカスパルスのフリップ角度を適切に設定することで、Ｔ２減衰による信号減衰を抑制し、Ｔ１回復とＴ２減衰が均衡する条件が存在するので、このパルスシーケンスにも同様に適用できる。
【０１１２】
またなお、本発明は、代表的に例示した上述の実施の形態に限定されるものではなく、当業者であれば、特許請求の範囲の記載内容に基づき、その要旨を逸脱しない範囲内で種々の態様に変形、変更することができ、それらも本発明の権利範囲に属するものである。
【０１１３】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明に係るＭＲＩ装置によれば、ＴＯＦ−ＭＲＡやＡＳＬ法のように、ほぼ単一のＴ１値を有する組織イメージング法において、単位時間当たりのＴ１コントラストおよびＳＮＲを向上させ、かつ、単位時間当たりの画像分解能を向上させた、高品位のＴ１強調像を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の一例を示すブロック図。
【図２】本発明の原理を説明するためのフリップパルスの印加に対応して変化する縦磁化の強度を模式的に示すグラフ。
【図３】シミュレーションの一例を示す図（縦磁化が変化する場合）。
【図４】シミュレーションの別の例を示す図（縦磁化が変化する場合）。
【図５】シミュレーションのさらに別の例を示す図（縦磁化がほぼ一定の場合）。
【図６】シミュレーションのさらに別の例を示す図（縦磁化がほぼ一定の場合）。
【図７】シーケンサにより実行される撮像パラメータ演算のためのフローチャート。
【図８】第１の実施形態に係るパルスシーケンスの一例を示す図。
【図９】ｋ空間のデータ配置を説明する図。
【図１０】第２の実施形態に係るプレスキャンおよび信号処理の概要を示すフローチャート。
【図１１】プレスキャンに係るフリップ角の振りに伴う信号変化を説明する図。
【図１２】ＩＲパルスのショット回数と縦磁化Ｍｚの強度との関係を示すシミュレーションに拠るグラフ。
【図１３】第３の実施形態で使用可能な逆フィルタの特性の一例を説明する図。
【図１４】第３の実施形態でウィナー・フィルタを使用するときのノイズパワー計算のためのＲＯＩの採り方を説明する図。
【図１５】第３の実施形態においてホスト計算機により実行される、プレスキャンにより得たデータに基づく補正関数の生成および本スキャンに得たデータに基づく補正処理の流れを説明するフローチャート。
【符号の説明】
１磁石
２静磁場電源
３傾斜磁場コイルユニット
４傾斜磁場電源
５シーケンサ
６ホスト計算機
７ＲＦコイル
８Ｔ送信器
８Ｒ受信器
１０演算ユニット
１１記憶ユニット
１２表示器
１３入力器

Claims

被検体に印加する反転パルスまたは飽和パルスと、このパルスにより前記被検体のスピンをＴ１回復させる過程で印加する複数のフリップパルスと、この各フリップパルスに応答して発生するエコー信号を収集するための傾斜磁場パルスとを含むパルスシーケンスを実行するようにしたＭＲＩ装置において、
前記各フリップパルスの印加直前における前記スピンの縦磁化の強度がほぼ一定となるように設定された前記フリップパルスのフリップ角に基づき前記パルスシーケンスを実行するシーケンス実行手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
請求項１記載の発明において、前記パルスシーケンスは、前記反転パルスを含む高速フィールドエコー法に従うパルスシーケンスであるＭＲＩ装置。
請求項１記載の発明において、前記シーケンス実行手段は、測定部位の組織のＴ１値に基づき前記フリップパルスのフリップ角を予め演算する手段を備えるＭＲＩ装置。
請求項１記載の発明において、前記フリップパルスのフリップ角を制御するために位相エンコード傾斜磁場を印加しない状態でプレスキャンを実行してエコー信号を得るプレスキャン実行手段と、このプレスキャンの実行に伴って得るエコー信号から前記フリップパルスのフリップ角の最適値を決めるパラメータ最適値決定手段とを備えたＭＲＩ装置。
請求項４記載の発明において、前記プレスキャン実行手段は、前記エコー信号の強度を複数の時刻で得る手段であり、前記パラメータ最適値決定手段は、前記複数の時刻における前記エコー信号の大小関係に基づき前記最適値を決める手段であるＭＲＩ装置。
請求項４記載の発明において、前記パルスシーケンスはＡＳＬ（Arterial Spin Labeling）法のパルスシーケンスとして組み込まれているとともに、前記プレスキャン実行手段および前記パラメータ最適値決定手段のそれぞれは前記ＡＳＬ法に関わる血液のラベリング前後の差分データに対して実行するようにしたＭＲＩ装置。
請求項１記載の発明において、前記パルスシーケンスは、前記反転パルスを含む高速スピンエコー法に従うパルスシーケンスであるＭＲＩ装置。
請求項１記載の発明において、前記パルスシーケンスは、ＭＲアンギオグラフィまたはＡＳＬ（Arterial Spin Labeling）法のパルスシーケンスとして組み込まれているＭＲＩ装置。