JP6371554B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）技術に関する。特に、計算によって被検体に依存するパラメータを推定する方法に関する。

ＭＲＩ装置は、被検体を横切る任意の平面内の水素原子核に核磁気共鳴を起こさせ、発生する核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号；エコー信号）からその平面内における断層像を撮影する医用画像診断装置である。一般的には、撮影面を特定するスライス傾斜磁場パルスを印加すると同時にその面内の磁化を励起させる励起パルスを与え、これにより励起された磁化が収束する段階で発生するエコー信号を得る。このとき、磁化に位置情報を与えるため、励起からエコー信号を得るまでの間に、断層面内で互いに垂直な方向の位相エンコード傾斜磁場パルスとリードアウト傾斜磁場パルスを印加する。

励起パルスと各傾斜磁場パルスとは、あらかじめ設定された撮影シーケンスに基づいて印加される。この撮影シーケンスは、目的に応じて種々のものが知られている。例えば、高速に撮影するためのグラディエントエコー（ＧＥ）法の撮影シーケンスなどがある。このＧＥ法の撮影シーケンスでは、予め設定された撮影シーケンスを繰り返し実行し、エコー信号を計測する。１回の磁化の励起につき１個のエコー信号を計測し、励起毎に位相エンコード傾斜磁場パルスの強度を変化させることにより、１枚の断層像を得るために必要な数のエコー信号を計測する。画像を得るために撮影シーケンスを実行することを、以下、撮影とも呼ぶ。

ＧＥ法の撮影シーケンスの中には、位相補償型の撮影シーケンスがある。この位相補償型の撮影シーケンスは、通常のＧＥ法の撮影シーケンスに、各軸の傾斜磁場の時間積分値をゼロにするための傾斜磁場パルスが追加される。このため、この撮影シーケンスで得られる画像のピクセル値は、共鳴周波数にも依存する。なお、この撮影シーケンスのフリップ角の大きさは通常のＧＥ法の撮影シーケンスよりも一般に大きく、その位相は交互に反転される。また、繰り返し時間ＴＲは、より短く５ｍｓ前後である。

ＭＲＩで画像を取得する手法の１つに、異なる撮影条件で撮影シーケンスを実行して得た複数の画像を用い、所望の定量値をピクセルごとに計算で求める手法がある。取得対象の定量値には、被検体に依存する値（以後、被検体パラメータと呼ぶ。）と、装置に依存する値（以後、装置パラメータと呼ぶ。）がある。

被検体パラメータまたは装置パラメータをピクセルの値とする画像は、計算画像あるいはマップと呼ばれる。計算画像は、一般には、撮影条件と、被検体パラメータあるいは装置パラメータと、ピクセル値との関係を定めた信号関数を用いて算出される。この信号関数は、撮影シーケンス毎に解析的に求められ、定められている。ただし、撮影シーケンスによっては、信号関数を解析的に求めることが難しいものや、解析的に求められていても非常に複雑で計算画像の算出が困難なものがある。このような撮影シーケンスについて、数値シミュレーションにより信号関数を算出し、計算画像を得る技術がある（例えば、特許文献１参照）。

特開２０１１−０２４９２６号公報

特許文献１では、高速な撮影シーケンスであるＧＥ法のＲＦ−ｓｐｏｉｌｅｄ ＧＲＡＳＳ（ＲＳＳＧ）について、緩和時間、高周波磁場の照射強度、スピン密度、共鳴周波数差といった被検体パラメータあるいは装置パラメータの各計算画像を取得する手法が開示されている。各パラメータのうち緩和時間、高周波磁場の照射強度、および、プロトン密度については、パラメータ推定の具体例が結果とともに開示されている。

しかし、特許文献１では、共鳴周波数差については、具体的な手法が開示されていない。共鳴周波数差は、共鳴周波数と基準周波数との差である。共鳴周波数差の計算画像、すなわち、共鳴周波数マップは、それに基づき位相画像を得ることができ、位相画像からは、診断に有用な磁化率マップを得ることができるものであり、必要性の高い情報である。

特許文献１で用いられているＲＳＳＧシーケンスで共鳴周波数の計算画像（共鳴周波数マップ）を取得する方法としては、例えば、エコー時間ＴＥを変えて撮影して得た複数の画像から、直接計算する方法が考えられる。エコー時間ＴＥが異なる画像の各ピクセルの位相差は、エコー時間ＴＥの差と共鳴周波数ｆ₀に比例する。そこで、２種類のエコー時間ＴＥで撮影した画像を用いてピクセルごとに位相差を求めれば、そのピクセルの共鳴周波数ｆ₀を推定することができる。しかし、エコー時間ＴＥを変化させると共鳴周波数ｆ₀の影響以外に化学シフトの影響も変化する。そのため、例えば、水と脂肪など、異なる共鳴周波数の物質が混在するピクセルでは、位相差がエコー時間ＴＥと共鳴周波数ｆ₀に比例しなくなり、正確に共鳴周波数ｆ₀を推定することは困難である。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、信号関数を解析的に求めることが難しい撮影シーケンスや解析的に求めた信号関数が非常に複雑な撮影シーケンスで、共鳴周波数差の計算画像を、高い精度で取得する技術を提供する。

本発明は、ＧＥ法の、位相補償型の高速撮影シーケンスを用いて共鳴周波数差の計算画像（共鳴周波数マップ）を得る。共鳴周波数マップを得る際に用いる、当該撮影シーケンスの信号関数は、数値シミュレーションにより生成する。位相補償型の高速撮影シーケンスには、例えば、ＢＡＳＧシーケンスを用いる。

具体的には、予め定めた撮影条件および予め定めた撮影シーケンスに従って、静磁場の中に置かれた被検体に高周波磁場および傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生するエコー信号を計測するエコー計測部と、計測した前記エコー信号から再構成画像を得る画像再構成部と、前記エコー計測部および前記画像再構成部を制御する制御部と、を備え、前記制御部は、前記撮影シーケンス毎に定める信号関数を用いて前記被検体に依存する被検体パラメータの分布を推定するパラメータ推定部を備え、前記信号関数は、前記撮影条件、前記撮影シーケンス、および前記被検体パラメータと、前記再構成画像の各ピクセル値との関係を定めた関数であり、前記パラメータ推定部は、前記撮影条件を変えて前記撮影シーケンスを実行してそれぞれ得られた前記再構成画像と、当該撮影シーケンスの前記信号関数とから、前記被検体パラメータの分布を推定し、前記撮影シーケンスは、２つの連続した前記高周波磁場の照射の間に印加される傾斜磁場の時間積分値がゼロとなるグラディエントエコー系の撮影シーケンスであり、前記被検体パラメータは、基準周波数との差である共鳴周波数差を含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。

本発明によれば、信号関数を解析的に求めることが難しい撮影シーケンスで、共鳴周波数差の計算画像を、高い精度で取得できる。

本発明の実施形態のＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図である。 本発明の実施形態の計算機およびシーケンサの機能ブロック図である。 （ａ）は、本発明の実施形態のＢＡＳＧのシーケンスを説明するための説明図であり、（ｂ）は、ｋ空間配置を説明するための説明図である。 本発明の実施形態の、信号関数生成処理、パラメータ推定処理、および、画像生成処理の流れを説明するための説明図である。 （ａ）−（ｈ）は、本発明の実施例の信号関数例をそれぞれ説明するための説明図である。 （ａ）は、本発明の実施例の被検体パラメータ推定対象のファントムを説明するための説明図であり、（ｂ）は、（ａ）に示す各ファントムの緩和時間の表である。 （ａ）−（ｈ）は、本発明の実施例の、各撮影条件の組み合わせで撮影して得た画像を説明するための説明図である。 （ａ）−（ｅ）は、本発明の実施例の、各被検体パラメータの推定結果を説明するための説明図である。 （ａ）および（ｂ）は、本発明の実施例の、推定値と実際の値とを並列表示したグラフである。 （ａ）は、スピンエコーシーケンスを説明するための説明図であり、（ｂ）は、ｋ空間配置を説明するための説明図である。 （ａ）−（ｃ）は、それぞれ、本発明の変形例３で得られた画像を説明するための説明図である。

＜＜第一の実施形態＞＞
以下、本発明を適用する第一の実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、基本的に同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。

まず、本実施形態のＭＲＩ装置について説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置１００の概略構成を示すブロック図である。ＭＲＩ装置１００は、静磁場を発生するマグネット１０１と、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０２と、シーケンサ１０４と、傾斜磁場電源１０５と、高周波磁場発生器１０６と、高周波磁場を照射するとともに核磁気共鳴信号を検出する送受信コイル１０７と、受信器１０８と、計算機１０９と、表示装置１１０と、記憶装置１１１とを備える。送受信コイル１０７は、図では単一のものを示しているが送信コイルと受信コイルとを別個に備えていてもよい。

被検体（例えば、生体）１０３は、寝台（テーブル）等に載置され、マグネット１０１の発生する静磁場空間内に配される。

シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５と高周波磁場発生器１０６に命令を送り、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場を発生させる。高周波磁場は、送受信コイル１０７を通じて被検体１０３に印加される。被検体１０３から発生した核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号；エコー信号）は送受信コイル１０７によって受波され、受信器１０８で検波が行われる。

検波の基準とする核磁気共鳴周波数（検波基準周波数；共鳴周波数ｆ₀）は、シーケンサ１０４によりセットされる。検波されたエコー信号は、計算機１０９に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。その結果は、ディスプレイ１１０に表示される。必要に応じて、記憶装置１１１に検波された信号や測定条件を記憶させてもよい。

シーケンサ１０４は、通常、予めプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。プログラムのうち、特に、高周波磁場、傾斜磁場、信号受信のタイミングや強度を記述したものはパルスシーケンス（撮影シーケンス）と呼ばれる。

計算機１０９は、パルスシーケンスに従って、各部を動作させ、エコー信号を計測する。また、得られたエコー信号に対し、各種の信号処理を施し、所望の画像を得る。なお、エコー信号の計測は、シーケンサ１０４によりなされる。

これらの処理を実現するため、本実施形態の計算機１０９およびシーケンサ１０４は、図２に示すように、シーケンサ１０４により実現される、予め定めた撮影シーケンスに従って、静磁場の中に置かれた被検体１０３に高周波磁場および傾斜磁場を印加して、被検体１０３から発生するエコー信号を計測するエコー計測部２１０と、計算機１０９により実現される、計測した前記エコー信号から再構成画像を得る画像再構成部２２０と、エコー計測部２１０および画像再構成部２２０を含む装置全体の制御を行う制御部２３０と、を備える。

本実施形態では、信号関数を用いて定量値を得る。そして、得られた定量値から所望の画像を得る。定量値は、被検体に依存するパラメータおよび装置固有のパラメータの少なくとも一つのパラメータである。本実施形態では、ピクセル毎の定量値が得られる。従って、得られた定量値を分布、マップと呼ぶ。

以下、本実施形態では、撮影シーケンス実行時に、ユーザが任意に設定可能なパラメータを撮影条件と呼び、撮影シーケンスの画質に影響を与えるパラメータであり、被検体に依存するパラメータを被検体パラメータ、ＭＲＩ装置固有のパラメータを装置パラメータと呼ぶ。

撮影条件には、例えば、繰り返し時間（ＴＲ）、エコー時間（ＴＥ）、高周波磁場の設定強度（フリップ角（Ｆｌｉｐ Ａｎｇｌｅ：ＦＡ））、高周波磁場の位相（θ）などがある。また、被検体パラメータには、縦緩和時間（Ｔ１）、横緩和時間（Ｔ２）、スピン密度（ρ）、共鳴周波数差（Δｆ₀）、拡散係数（ｂ）、高周波磁場の照射強度分布（Ｂ₁）などがある。さらに、装置パラメータには、静磁場強度（Ｂ₀）、受信コイルの感度分布（Ｓｃ）などがある。なお、共鳴周波数差Δｆ₀は、各ピクセルの共鳴周波数と基準周波数ｆ₀との差である。

上記処理を実現するため、本実施形態の制御部２３０は、エコー計測部２１０および画像再構成部２２０を制御して、数値シミュレーションによって、撮影シーケンス毎の信号関数を生成する信号関数生成部２３１と、撮影シーケンス毎の信号関数を用いてピクセル毎の被検体パラメータを推定し、被検体パラメータ分布（被検体パラメータマップ）を得るパラメータ推定部２３２と、得られた被検体パラメータ分布から、当該被検体の、所望の画像を生成する画像生成部２３３と、の機能を実現する。

計算機１０９は、ＣＰＵとメモリとを備える。そして、計算機１０９が実現する各機能は、記憶装置１１１に格納されたプログラムを、計算機１０９のＣＰＵがメモリにロードして実行することにより実現される。また、全部または一部の機能は、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）などのハードウェアによって実現してもよい。また、各機能の処理に用いる各種のデータ、処理中に生成される各種のデータは、記憶装置１１１に格納される。

なお、信号関数生成部２３１、パラメータ推定部２３２および画像生成部２３３は、ＭＲＩ装置１００とは独立に設けられた計算機であって、ＭＲＩ装置１００の計算機１０９とデータの送受信が可能な計算機において実現されてもよい。

［エコー計測部］
エコー計測部２１０は、予め定めた撮影シーケンスに従って、エコー信号の計測をシーケンサ１０４に指示を行う。そして、計測されたエコー信号をｋ空間に配置する。

［画像再構成部］
画像再構成部２２０は、エコー計測部２１０がｋ空間に配置したエコー信号に対し、逆フーリエ変換を行い、画像を再構成する。

［制御部］

以下、本実施形態の処理の流れに従って、制御部２３０の各部の処理の詳細を説明する。

本実施形態では、予め定めた撮影シーケンスとして、位相補償型の高速撮影シーケンスを用いる。位相補償型の撮影シーケンスは、２つの連続した高周波磁場パルス（ＲＦパルス）の照射の間に印加する傾斜磁場の時間積分値が０となるよう設計されている。このため、位相補償型の撮影シーケンスによって得られる画像のピクセル値は、被検体パラメータＴ１、Ｔ２、ρ、Ｂ₁の他にΔｆ₀にも依存する。従って、信号関数のパラメータにΔｆ₀が含まれる。よって、このような撮影シーケンスの信号関数を用いたパラメータ推定により、Δｆ₀の分布を得ることができる。

［ＢＡＳＧシーケンス］
本実施形態では、位相補償型の高速撮影シーケンスとして、Ｂａｌａｎｃｅｄ ＳＡＲＧＥ（ＢＡＳＧ）シーケンスを用いる。まず、このＢＡＳＧシーケンスについて説明する。ＢＡＳＧシーケンスは、グラディエント型の撮影シーケンスであり、短い繰り返し時間（ＴＲ）でＲＦパルスを連続的に印加することにより、横磁化を定常状態にしてエコー信号を取得する。

図３（ａ）は、ＢＡＳＧシーケンス３００のパルスシーケンス図である。本図において、ＲＦ、Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｒはそれぞれ、高周波磁場、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場を表す。

ＢＡＳＧシーケンス３００では、まず、スライス傾斜磁場パルス３０１の印加とともに高周波磁場（ＲＦ）パルス３０２を照射し、対象物体内の、所定のスライスの磁化を励起する。次いで、スライスリフェーズ傾斜磁場パルス３０３と、磁化の位相に位相エンコード方向の位置情報を付加するための位相エンコード傾斜磁場パルス３０４と、ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場３０５とを印加した後、リードアウト方向の位置情報を付加するためのリードアウト傾斜磁場パルス３０６を印加しながらエコー信号３０７を計測する。最後に、各軸の傾斜磁場の時間積分値をゼロにするための傾斜磁場パルス３０８、３０９、３１０を印加する。

エコー計測部２１０は、以上の手順を位相エンコード傾斜磁場パルス３０４および３０９の強度（位相エンコード量ｋｐ）を変化させるとともにＲＦパルス３０２の位相を１８０度ずつ変化させながら繰り返し時間ＴＲで繰り返し、１枚の画像を得るのに必要なエコー信号３０７を計測する。

計測した各エコー信号３０７は（ｂ）に示すようにｋ空間上に配置される。そして、画像再構成部２２０は、ｋ空間に配置されたエコー信号に対し、逆フーリエ変換を施し、画像を再構成する。なお、一般にＢＡＳＧシーケンスを含むグラディエントエコーシーケンスでは、安定した信号を計測するためにスピンを定常状態にする必要がある。そのため、信号計測の前に４×Ｔ１程度の時間だけ信号を計測せずにシーケンスを繰り返す「空打ち」を実施する必要がある。

ＢＡＳＧシーケンス３００は、Ｔ１を強調した画像が得られる特徴をもつ。得られた画像は、Ｔ２／Ｔ１を反映したコントラストを示し、組織と血液とのコントラストが良く、心臓の形態・機能診断や腹部の形態診断に広く用いられている。

以下、各部の処理の詳細を説明する。図４は、本実施形態の、信号関数生成部２３１による信号関数生成処理、パラメータ推定部２３２によるパラメータ推定処理、および、画像生成部２３３による画像生成処理の流れを説明するための図である。

［信号関数生成］
本実施形態では、撮影シーケンスとしてＢＡＳＧシーケンス３００を用いる。ＢＡＳＧシーケンスは、信号関数を解析的に求めることが難しいかあるいは求められたとしても非常に複雑な関数となる撮影シーケンスである。従って、計測に先立ち、信号関数生成部２３１が、数値シミュレーションを行い（ステップＳ１１０１）、信号関数４０１を生成する。信号関数は、上述のように、撮影シーケンスと、撮影条件、被検体パラメータあるいは装置パラメータと、再構成画像の各ピクセル値（信号強度）との関係を定めた関数である。すなわち、撮影シーケンス毎に生成される、撮影条件と、被検体パラメータあるいは装置パラメータとを変数とし、ピクセル値（信号強度）を返す関数である。

信号関数生成部２３１は、複数の異なる撮影条件、被検体パラメータおよび装置パラメータを用意し、それらの全組み合わせをシミュレーションパラメータセット（４０２）として設定し、各組み合わせについて、数値シミュレーションを実行し、得られた結果を補間することにより、信号関数４０１を生成する。

ＢＡＳＧシーケンス３００で変更可能な撮影条件は、ＦＡ、ＴＲ、θである。なお、撮影条件のうち、ＴＥは、通常、ＴＲの１／２に固定とする。また、本実施形態では、ＢＡＳＧシーケンス３００のピクセル値に影響を与える被検体パラメータとして、Ｔ１、Ｔ２、ρ、Δｆ₀、Ｂ₁を、装置パラメータとしてＳｃを用いる。従って、得られる信号関数ｆｓは、以下の式（１）で表される。

ここで、Ｂ₁は、撮影時にはＦＡの係数となるため、ＦＡとの積（Ｂ₁×ＦＡ）の形に変換する。また、θが信号強度に与える影響は、被検体１０３のΔｆ₀をΔｆ₀’＝（θ-π）／（２π×ＴＲ）だけ変化させることに等しいため、Δｆ₀との和（Δｆ₀＋（θ-π）／（２π×ＴＲ））に変換する。さらに、ρとＳｃとは、信号強度Ｉに対して比例係数として作用するため、関数の外側に出す。従って、信号関数（４０１）は、式（１）の最右辺の式で表される。

信号関数生成部２３１は、数値シミュレーションにおいて、ブロッホ（Ｂｌｏｃｈ）の式(ブロッホ方程式）を用いる。すなわち、ここで行う数値シミュレーションは、被検体モデルと、撮影シーケンスと、撮影条件、被検体パラメータ、および装置パラメータと、を入力とし、磁気共鳴現象の基礎方程式であるブロッホ方程式を解いて核磁気共鳴信号（エコー信号）を出力するものである。

なお、ブロッホ方程式は１階線形常微分方程式であり、以下の式（２）で表される。
ここで、（ｘ、ｙ、ｚ）は、３次元の直交座標系を表し、ｚは静磁場（強度がＢ₀）の向きに等しい。また、（Ｍ_x、Ｍ_y、Ｍ_z）は、スピン（添え字方向の磁化ベクトル）、Ｇ_x、Ｇ_y、Ｇ_zは、それぞれ添字方向の傾斜磁場強度、Ｈ₁は、高周波磁場強度、Δｆ₀は、回転座標系の周波数差、Ｍ₀は熱平衡磁化（スピン密度）である。なお、エコー信号は、横磁化成分（Ｍ_x、Ｍ_y）のベクトル和として求められる。

撮影条件、被検体パラメータおよび装置パラメータを変化させる範囲は、それぞれ、実際の撮影に用いる撮影条件の範囲、撮影対象の被検体において想定される被検体パラメータの値の範囲、および、撮影に用いるＭＲＩ装置１００の変更可能な範囲が含まれるように決定される。

被検体モデルは、1個のスピン（γ、Ｍ₀、Ｔ１、Ｔ２）として与えられる。ここで、γは磁気回転比、Ｍ₀は熱平衡磁化（スピン密度）である。ＢＡＳＧシーケンス３００では、ＲＦ照射間に印加される傾斜磁場の時間積分値がすべて０である。従って、ＲＦ照射時のスピンの位相差は常に０となる。そのため、数値シミュレーションにおける被検体モデルのスピン数は１としてよい。

信号関数生成部２３１は、式（２）により得られたＴＥにおけるエコー信号の強度を、与えられた各シミュレーションパラメータセットでの信号関数の値とする。そして、離散的なシミュレーションパラメータセットに対して得られた信号関数値を補間することにより、連続的なシミュレーションパラメータセットに対する信号関数ｆｓ（４０１）を得る。補間に用いる関数は、例えば、３次関数とする。補間には、１次から３次程度の線形補間やスプライン補間を用いることができる。

[パラメータ推定部２３２]
パラメータ推定部２３２は、撮影条件を変えて予め定めた撮影シーケンスを実行して複数枚の画像を得（ステップＳ１１０２）、それぞれ得られた再構成画像と、当該撮影シーケンスの信号関数ｆｓ（４０１）とから、被検体１０３の所望の被検体パラメータの分布（４１１）を推定する（ステップＳ１１０３）。

パラメータ推定部２３２は、撮影により得られた各画像のピクセルごとの信号値Ｉを、信号関数ｆｓ（４０１）にフィッティングし、ピクセルごとに、所望の被検体パラメータを得る（推定する）。なお、変化させる撮影条件は、予め撮影パラメータセット（４１２）として作成しておく。

また、本実施形態では、式（１）の最右辺の式、すなわち、以下の式（３）を用い、被検体パラメータを推定する。
このとき、本実施形態では、信号関数ｆｓ（４０１）の変数に用いられる全ての被検体パラメータの分布を推定する。

［画像生成部］
画像生成部２３３は、推定した被検体パラメータの分布（４１１）を用い、被検体パラメータを推定した被検体１０３の、所望の画像を得る。本実施形態では、例えば、共鳴周波数差Δｆ₀の分布を用い、位相画像および磁化率マップの少なくとも一方を生成する（ステップＳ１１０４、Ｓ１１０５）。

共鳴周波数差Δｆ₀と位相とは比例関係にあるため、各ピクセル値に所定の係数を乗算することにより位相画像を得ることができる。例えば、ＴＥが４０ ｍｓの位相画像を得るためには、Δｆ₀マップの各ピクセル値に０．０４を乗算すればよい。また、位相画像は、組織間の磁化率差を反映したものである。従って、位相画像をもとに逆問題を解くことにより磁化率マップを得ることができる。

なお、画像生成部２３３は、推定した被検体パラメータもしくは装置パラメータ（４１１）の少なくとも一部を所望の値に調整して、信号関数ｆｓ（４０１）に適用することにより、所望の態様の画像を得てもよい。

このような手法により、例えば、Ｂ₁が均一な状態の画像を作成することができる。この場合、Ｂ₁を１とし、他の被検体パラメータおよび装置パラメータを推定した値をそのまま用いて信号関数ｆｓに適用し、各ピクセル値を計算し、画像を得る。

また、異なる磁場強度Ｂ₀やＴＲ、ＴＥの画像を作成することができる。この場合、それぞれのパラメータを所望の値として、他のパラメータ（例えば、Ｔ１およびＴ２）は推定された値を用い、信号関数ｆｓを計算することにより、各ピクセル値を得る。これにより、任意のコントラストの画像を生成することができる。

＜実施例＞
以下、本実施形態の実施例を説明する。

ＢＡＳＧシーケンス３００を用い、１．５ＴのＭＲＩ装置１００で、実際に上述の方法で、被検体パラメータのＴ１，Ｔ２、Ｂ₁、Δｆ₀と、装置パラメータのａ（＝ρＳｃ）を推定した結果を示す。

まず、信号関数生成部２３１が、数値シミュレーションにより信号関数を生成する。ここでは、以下の被検体パラメータのＴ１，Ｔ２，Δｆ₀の値に対して、撮影条件ＦＡとＴＲとを、以下のように網羅的に変化させて数値シミュレーションを行い、信号値Ｉを得た。

用意したシミュレーションパラメータセット４０２は、以下のとおりである。具体的には、被検体パラメータとして、以下の１５個のＴ１、１７個のＴ２、１３個のΔｆ₀の値を、撮影条件として、３個のＦＡおよび４個のＴＲを用意した。
Ｔ１［ｓ］：０．０５、０．０７、０．１、０．１４、０．１９、０．２７、０．３８、０．５３、０．７４、１．０、１．５、２．０、２．８、４．０、５．６、の１５個の値
Ｔ２［ｓ］：０．０１、０．０２、０．０３、０．０４、０．０５、０．０７、０．１、０．１４、０．１９、０．２７、０．３８、０．５３、０．７４、１．０、１．４、２．０、２．８、の１７個の値
Δｆ₀［Ｈｚ］：０、１０、２０、３０、４０、５０、６０、７０、８０、９０、１００、１１０、１２０、の１３個の値
ＦＡ［度］：４０、５０、６０、の３個の値
ＴＲ［ｍｓ］：４．４、５、６、７、８、の４個の値

その他のパラメータについては、撮影対象のスピン密度ρ、Ｂ₁およびＳｃは一定とし（例えば１とする）、θは１８０度固定とした。

上記の各被検体パラメータに、撮影条件を網羅的に変化させて、数値シミュレーションを行い、合計３９７８０（１５×１７×１３×３×４）枚の画像を得た。

このとき用いた被検体モデルは、上述のように、１個スピンを配置したモデルを用いた。

また、ここでは、１個のスピンの信号強度を計算すればよいため、撮影シーケンスとして、ＢＡＳＧシーケンス３００の、位相エンコード（Ｇ_y）をゼロとしたものを用いた。その上で、信号の揺れの影響をなくすために繰り返し回数を例えば１００とし、信号値は、１００個のエコー信号それぞれの中心の値の平均値とした。なお、１００個の信号計算の前に、スピンをほぼ定常状態にするための空打ちが必要である。この回数は、一般にシーケンスの実行時間にして４Ｔ１以上であるため、上記のパラメータセットの場合、最長Ｔ１が５．６秒、最短ＴＲが４．４ｍｓであるため、ここでは５０００回とした。

信号関数生成部２３１は、数値シミュレーションによって得た信号値から３次関数補間により信号関数ｆｓ（４０１）を生成する。

上述のようにして作成した信号関数ｆｓ（４０１）において、変数である撮影条件、被検体パラメータおよび装置パラメータを変えた場合の信号強度Ｉを、図５（ａ）−図５（ｈ）に示す。ここでは、２通りのＴＲ（６ｍｓ、１０ｍｓ）、４通りのＴ１とＴ２との組合せ（Ｔ1/Ｔ２＝９７４／１６８、６２９／１３５、２８９／１０４、２８５５／１０１６）について、横軸と縦軸とをそれぞれＦＡとΔｆ₀として表示する。

次に、パラメータ推定部２３２は、この信号関数ｆｓ（４０１）を用いて、被検体パラメータと装置パラメータとを推定する。ここでは、Ｔ１とＴ２とが既知の４つのファントムを用いて、撮影条件を変化させてＢＡＳＧシーケンス３００を実行して複数の画像を得、これらのパラメータを推定する場合を例にあげて説明する。

用いた４つのファントム（Ｎｏ．１−４）を、図６（ａ）に示す。各ファントム（Ｎｏ．１−４）のＴ１およびＴ２を図６（ｂ）に示す。それぞれ、同じサイズの円筒形の容器に、異なる濃度の塩化ニッケル水溶液を満たし、異なるＴ１およびＴ２を実現したものを用いる。

用意した撮影パラメータセット（４１２）は、以下の８とおりの組み合わせである。ここでは、信号関数ｆｓ（４０１）の変数の内の撮影条件の全てである、ＦＡ、ＴＲ、およびΔｆ₀’＝（θ-π）／（２π×ＴＲ）を変化させる。
（ＦＡ［度］、Δｆ_０’［Ｈｚ］、ＴＲ［ｍｓ］）＝（４０、７０、８）：Ｐ１、
＝（４０、８０、８）：Ｐ２、
＝（４０、９０、８）：Ｐ３、
＝（４０、１００、６）：Ｐ４、
＝（６０、１２０、５）：Ｐ５、
＝（６０、１０、４．４）：Ｐ６、
＝（６０、２０、４．４）：Ｐ７、
＝（４０、６０、８）：Ｐ８

８通りの撮影条件の組み合わせそれぞれで撮影することにより、得た８枚の画像（Ｐ１−Ｐ８）を図７（ａ）−図７（ｈ）に示す。

パラメータ推定部２３２は、これらの画像（Ｐ１−Ｐ８）を用いて、信号関数ｆｓ（式（３）の関数ｆ）に対してフィッティングを行い、各ファントム（Ｎｏ．１−４）のＴ１とＴ２、Ｂ₁、Δｆ₀、ａの推定を行う。

関数フィッティグは、以下の式（４）で表される最小二乗法、以下の式（５）で表される相対誤差の最小二乗法等の手法で行った。
ここで、χは信号関数とファントムのピクセル値の残差の総和、Ｉは（ＦＡ、θ（Δｆ₀’）、ＴＲ）におけるピクセル値である。

以上の処理による、被検体パラメータＴ１，Ｔ２、Ｂ₁、Δｆ₀と、装置パラメータａと、の推定結果を、それぞれ、図８（ａ）−図８（ｅ）に示す。また、Ｔ１およびＴ２との推定値の平均値と、用意したファントムのＴ１およびＴ２の値と、の比較を、各ファントム（Ｎｏ．１−４）について、図９（ａ）および図９（ｂ）に示す。これらの図において、左側が推定値、右側がファントムの値である。

図８（ｅ）より、ａの値は、視野の中心が小さくなる傾向を示している。ａはスピン密度ρと受信コイル感度Ｓｃとの積であり、各ファントムを満たした溶液のスピン密度ρはほぼ等しく、受信コイルの感度Ｓｃは中心が小さくなる傾向にあるためである。また、Ｂ₁は、ａとは逆に、視野の中心付近が最大で周辺で小さくなっている。これは送信コイルの特性と定性的に一致している。Ｔ１とＴ２とは、図９（ａ）および図９（ｂ）より、ほぼファントムのＴ１、Ｔ２値に近い推定値が得られていることがわかる。

以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、予め定めた撮影条件および予め定めた撮影シーケンスに従って、静磁場の中に置かれた被検体１０３に高周波磁場および傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生するエコー信号を計測するエコー計測部２１０と、計測した前記エコー信号から再構成画像を得る画像再構成部２２０と、前記エコー計測部２１０および前記画像再構成部２２０を制御する制御部２３０と、を備え、前記制御部２３０は、前記撮影シーケンス毎に定める信号関数を用いて前記被検体１０３に依存する被検体パラメータの分布を推定するパラメータ推定部２３２を備え、前記信号関数は、前記撮影条件、前記撮影シーケンス、および前記被検体パラメータと、前記再構成画像の各ピクセル値との関係を定めた関数であり、前記パラメータ推定部２３２は、前記撮影条件を変えて前記撮影シーケンスを実行してそれぞれ得られた前記再構成画像と、当該撮影シーケンスの前記信号関数とから、前記被検体パラメータの分布を推定し、前記撮影シーケンスは、２つの連続した前記高周波磁場の照射の間に印加される傾斜磁場の時間積分値がゼロとなるグラディエントエコー系の撮影シーケンスであり、前記被検体パラメータは、基準周波数との差である共鳴周波数差を含む。

前記制御部２３０は、推定した前記被検体パラメータの分布から、当該被検体の所望の画像を生成する画像生成部２３３をさらに備えてもよい。また、前記制御部２３０は、数値シミュレーションによって前記信号関数を生成する信号関数生成部をさらに備えてもよい。また、前記パラメータ推定部は、前記信号関数を用いて、装置固有のパラメータである装置パラメータの分布をさらに推定してもよい。

また、前記被検体パラメータは、縦緩和時間と、横緩和時間と、スピン密度と、拡散係数と、前記高周波磁場の照射強度分布との少なくとも１つをさらに含んでもよい。また、前記装置パラメータは、磁場強度と、受信コイルの感度分布との少なくとも１つを含んでもよい。前記撮影条件は、高周波磁場強度と、高周波磁場位相と、繰り返し時間とを含んでもよい。

このように、本実施形態によれば、被検体パラメータを推定する信号関数として、位相補償型の撮影シーケンスと、その信号関数とを用いる。用いる撮影シーケンスが位相補償型であるため、得られる画像のピクセル値が共鳴周波数差にも依存する。このため、本実施形態によれば、共鳴周波数差も被検体パラメータとして扱うことができる。

従って、本実施形態によれば、信号関数ｆｓから共鳴周波数差の計算画像（共鳴周波数差マップ）を得ることができ、化学シフトの影響のない、高精度な共鳴周波数マップを得ることができる。そして、この共鳴周波数差マップを用いて、診断に有用な各種の画像を高い精度で得ることができる。

さらに、本実施形態によれば、共鳴周波数差マップ以外にも、各種の被検体パラメータおよび装置パラメータの分布を推定できる。これらの推定結果と信号関数とを用いて、所望の条件の画像を得ることができる。特に、実際の計測時に調整が難しいパラメータに関し、理想的な状態の画像を得ることができる。また、撮影条件を変化させて信号関数を用いて各ピクセル値を計算することにより、所望の画質、所望のコントラストの画像を、容易に得ることができ、診断能を向上させることができる。

また、本実施形態では、信号関数を数値シミュレーションで生成する。従って、解析的に信号関数を求めることが困難な撮影シーケンスであっても、信号関数を得ることができる。

＜変形例１＞
以上の実施形態では、信号関数ｆｓの変数に用いる被検体パラメータと装置パラメータのすべてを推定している。しかしながら、これらのパラメータの内、一部のパラメータを別の方法で求め、その後、上述の方法で残りのパラメータを推定してもよい。

すなわち、パラメータ推定部２３２は、被検体パラメータおよび装置パラメータのうち、解析的に算出できないパラメータについてのみ、上記手法で推定するよう構成してもよい。

例えば、Ｂ₁分布は、ＤＡＭ（ｄｏｕｂｌｅ ａｎｇｌｅ ｍｅｔｈｏｄ）法と呼ばれる方法で求めることができる。ＤＡＭ法は、フリップ角（ＦＡ）αと２αとでそれぞれ撮影した画像の輝度値Ｉ₁とＩ₂とを用いて、以下の式（６）により、Ｂ₁を求める手法である。
Ｂ₁＝ａｒｃｃｏｓ(Ｉ₂/(２Ｉ₁))/α ・・・（６）

この場合、Ｂ₁は、上記ＤＡＭ法で求め、残りの被検体パラメータおよび装置パラメータ（例えば、Ｔ１とＴ２、Δｆ₀、ａ）のみを、信号関数ｆｓから推定する。

本変形例では、推定パラメータの数を減らすことができるため、画像のＳＮ比が低い場合であっても、推定精度の低下を抑えることができる。

＜変形例２＞
また、上記実施形態では、パラメータ推定部２３２が、被検体パラメータおよび装置パラメータを推定する際、信号関数ｆｓの変数となる全撮影条件（ＦＡ、ＴＲ、θ）を変化させて、複数の画像を得ている。しかしながら、この手法に限定されない。少なくとも１つの撮影条件を変え、複数の再構成画像を得ればよい。

ＢＡＳＧシーケンス３００でＴＲを変化させると、ＲＳＳＧと同様に化学シフトの影響が入る可能性がある。そこで、水と脂肪とがピクセルに混在し、その影響が無視できない場合には、パラメータ推定部２３２は、パラメータ推定処理において、ＴＲを一定として、ＦＡとθとだけを変化させて撮影した画像を用いて被検体パラメータと装置パラメータとを推定してもよい。

このように構成することにより、化学シフトの影響を受けずにｆ₀を推定することができる。

＜変形例３＞
画像生成部２３３は、推定された被検体パラメータと装置パラメータとを用いて、パラメータ推定時に用いた撮影シーケンス（ＢＡＳＧシーケンス３００）とは異なる撮影シーケンスの画像（例えば、Ｔ１強調像とＴ２強調像）を生成してもよい。この場合の異なる撮影シーケンスは、信号関数ｆｓが既知、あるいは、既に作成されている撮影シーケンスとする。

以下、異なる撮影シーケンスとして、パルスシーケンスとして最も一般的であるスピンエコー（ＳＥ）シーケンスを用いる場合を例にあげて説明する。

まず、ＳＥシーケンスについて説明する。図１０（ａ）は、ＳＥシーケンス５００の例である。本図において、ＲＦ、Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｒはそれぞれ、高周波磁場、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、リードアウト傾斜磁場を表す。

ＳＥシーケンス５００では、まず、スライス選択傾斜磁場パルス５０１の印加とともに高周波磁場（ＲＦ）パルス５０２を照射し、対象物体内のあるスライスの磁化を励起する。次いでスライスリフェーズ傾斜磁場パルス５０３と磁化の位相に位相エンコード方向の位置情報を付加するための位相エンコード傾斜磁場パルス５０４、ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場５０５を印加する。そして、不要な信号を抑圧するクラッシャーパルス５０６、５０７、５０８を各軸に印加した後、スライス選択傾斜磁場パルス５０９とともにリフォーカスパルス５１０を照射し、再びクラッシャーパルス５１１、５１２、５１３を印加する。その後、リードアウト方向の位置情報を付加するためのリードアウト傾斜磁場パルス５１４を印加しながらエコー信号をＡ／Ｄ５１５により計測し、最後にクラッシャーパルス５１６と５１７を印加する。ＲＦパルス５０２の照射からエコーピークまでの時間はエコー時間ＴＥと呼ばれる。

以上の手順を位相エンコード傾斜磁場パルス５０４の強度（位相エンコード量ｋｐ）とスライス位置を変化させながら繰り返し時間ＴＲで繰り返し、必要なスライス枚数分のエコー信号を計測する。スライス位置は、ＲＦパルス５０２の周波数によって変化させる。

各エコー信号５１８は、スライス毎に図１０（ｂ）に示すようにｋ空間上に配置され、逆フーリエ変換によって画像が再構成される。

このＳＥシーケンス５００では、ＴＲとＴＥとを適宜変化させることにより、Ｔ１を強調したコントラストの画像（Ｔ１強調像）や、Ｔ２を強調したコントラストの画像（Ｔ２強調像）が得られる。例えば、ＴＲを数百ミリ秒、ＴＥを十ミリ秒程度とするとＴ１強調像が得られ、ＴＲを数秒、ＴＥを百ミリ秒程度にするとＴ２強調像が得られる。

ＳＥシーケンス５００の信号関数は、解析的に求められ、ＳＥシーケンス５００で撮影される画像の輝度値Ｉ_SEは、以下の式（７）で表される。
Ｉ_SE＝ａ(１−ｅｘｐ(−ＴＲ/Ｔ１))ｅｘｐ(−ＴＥ/Ｔ２) ・・・（７）

式（７）において、推定した被検体パラメータＴ１、Ｔ２を用い、かつ、撮影条件であるＴＲとＴＥとを指定することにより、任意の強調度にてＴ１強調像とＴ２強調像を自由に作成することができる。

例えば、上記実施例で推定した被検体パラメータＴ１、Ｔ２を用い、（ＴＲ、ＴＥ）＝（５００ｍｓ、１５ｍｓ）とすると、図１１（ａ）に示すＴ１強調像６１０が得られる。ＳＥシーケンスのＴ１強調像では、Ｔ１が長い方が、輝度値が小さくなる。図１１（ａ）の画像６１０においても、最もＴ１値の大きい(長い）Ｎｏ．１のファントムの輝度値が最も小さく、Ｔ１値が短くなるにつれて、輝度値が大きくなっている。

また、ＴＲを短くして（ＴＲ、ＴＥ）＝（１００ｍｓ、１５ｍｓ）とすると、図１１（ｂ）に示すように、コントラストが強調され、さらにＴ１強調度を高めたＴ１強調像６２０が得られる。画像６１０と比較すると、画像６２０では、Ｔ１の長いファントム（Ｎｏ．１）やファントム（Ｎｏ．２）の輝度が、より小さくなっていることがわかる。

また、ＴＲとＴＥとをより長く、例えば（ＴＲ、ＴＥ）＝（４０００ｍｓ、１００ｍｓ）とすると、図１１（ｃ）に示すＴ２強調像６３０が得られる。Ｔ２強調像では、Ｔ２が長い方が、輝度値が大きくなる。図１１（ｃ）の画像６３０においても、最もＴ２の値の大きい（長い）Ｎｏ．１のファントムの輝度値が、最も大きく、Ｔ２値が短くなるにつれて、輝度値が小さくなっている。

なお、対象とするパルスシーケンスは、ＳＥシーケンス５００に限定されない。グラディエントエコーシーケンスやＲＳＳＧシーケンスなど、上述のように信号関数を解析的に得られるシーケンス、あるいは、数値シミュレーションにより作成可能なシーケンスであればよい。

このように、本変形例によれば推定された被検体パラメータと装置パラメータとを用いて任意のパルスシーケンスで任意のコントラストの画像を作成することができる。

１００：ＭＲＩ装置、１０１：マグネット、１０２：傾斜磁場コイル、１０３：被検体、１０４：シーケンサ、１０５：傾斜磁場電源、１０６：高周波磁場発生器、１０７：送受信コイル、１０８：受信器、１０９：計算機、１１０：ディスプレイ、１１０：表示装置、１１１：記憶装置、２１０：エコー計測部、２２０：画像再構成部、２３０：制御部、２３１：信号関数生成部、２３２：パラメータ推定部、２３３：画像生成部、３００：ＢＡＳＧシーケンス、３０１：スライス傾斜磁場パルス、３０２：ＲＦパルス、３０３：スライスリフェーズ傾斜磁場パルス、３０４：位相エンコード傾斜磁場パルス、３０５：ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場、３０６：リードアウト傾斜磁場パルス、３０７：エコー信号、３０８：傾斜磁場パルス、３０９：傾斜磁場パルス、３１０：傾斜磁場パルス、４０１：信号関数、４０２：シミュレーションパラメータセット、４１１：被検体パラメータ分布、４１２：撮影パラメータセット、５００：ＳＥシーケンス、５０１：スライス選択傾斜磁場パルス、５０２：ＲＦパルス、５０３：スライスリフェーズ傾斜磁場パルス、５０４：位相エンコード傾斜磁場パルス、５０５：ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場、５０６：クラッシャーパルス、５０７：クラッシャーパルス、５０８：クラッシャーパルス、５０９：スライス選択傾斜磁場パルス、５１０：リフォーカスパルス、５１１：クラッシャーパルス、５１２：クラッシャーパルス、５１３：クラッシャーパルス、５１４：リードアウト傾斜磁場パルス、５１５：Ａ／Ｄ、５１６：クラッシャーパルス、５１７：クラッシャーパルス、５１８：エコー信号、６１０：Ｔ１強調像、６２０：Ｔ１強調像、６３０：Ｔ２強調像

Claims (16)

1. 予め定めた撮影条件および予め定めた撮影シーケンスに従って、静磁場の中に置かれた被検体に高周波磁場および傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生するエコー信号を計測するエコー計測部と、
   計測した前記エコー信号から再構成画像を得る画像再構成部と、
   前記エコー計測部および前記画像再構成部を制御する制御部と、を備え、
   前記制御部は、前記撮影シーケンス毎に定める信号関数を用いて前記被検体に依存する被検体パラメータの分布を推定するパラメータ推定部を備え、
   前記信号関数は、前記撮影条件、前記撮影シーケンス、および前記被検体パラメータと、前記再構成画像の各ピクセル値との関係を定めた関数であり、
   前記パラメータ推定部は、前記エコー計測部が前記撮影条件を変えて前記撮像シーケンスを実行してそれぞれ得られた前記再構成画像と、当該撮影シーケンスの前記信号関数とから、前記被検体パラメータの分布を推定する際に、
   前記信号関数の変数である前記撮影条件のうち、高周波磁場の位相θを繰り返し時間ＴＲを用いて周波数に変換し、前記被検体パラメータである共鳴周波数差Δｆ₀を推定し、
   前記撮影シーケンスは、２つの連続した前記高周波磁場の照射の間に印加される傾斜磁場の時間積分値がゼロとなるグラディエントエコー系の撮影シーケンスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記パラメータ推定部は、前記繰り返し時間ＴＲを用いて、共鳴周波数差Δｆ₀をΔｆ₀＋（θ-π）／（２π×ＴＲ）に変換することにより、共鳴周波数差Δｆ₀を推定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記制御部は、推定した前記被検体パラメータの分布から、当該被検体の所望の画像を生成する画像生成部をさらに備えること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記制御部は、数値シミュレーションによって前記信号関数を生成する信号関数生成部をさらに備えること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記画像生成部は、前記共鳴周波数差の分布から、位相画像および磁化率画像の少なくとも一方を生成すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記被検体パラメータは、縦緩和時間および横緩和時間を含み、
   前記画像生成部は、推定した前記縦緩和時間の分布および前記横緩和時間の分布と、所定の撮影シーケンスの前記信号関数とを用い、任意のコントラストの画像を生成すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記任意のコントラストの画像を生成する際に用いる信号関数は、前記被検体パラメータの分布を推定した前記撮影シーケンスとは異なる撮影シーケンスの信号関数であること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記信号関数生成部は、複数の異なる前記撮影条件および前記被検体パラメータの組み合わせそれぞれについて、前記数値シミュレーションを実行し、得られた結果を補間することにより、前記信号関数を生成すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
9. 請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記信号関数生成部は、前記数値シミュレーションにおいて、ブロッホの方程式を用いること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
10. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記パラメータ推定部は、前記信号関数を用いて、装置固有のパラメータである装置パラメータの分布をさらに推定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
11. 請求項１０記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記画像生成部は、前記推定した被検体パラメータの分布および装置パラメータの分布の少なくとも一部を調整し、前記信号関数に適用することにより、前記所望の画像を得ること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
12. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記被検体パラメータは、縦緩和時間と、横緩和時間と、スピン密度と、前記高周波磁場の照射強度分布との少なくとも１つをさらに含むこと
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
13. 請求項１０記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記装置パラメータは、磁場強度と、受信コイルの感度分布との少なくとも１つを含むこと
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
14. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記撮影条件は、高周波磁場強度と、高周波磁場位相と、繰り返し時間とを含み、
    前記パラメータ推定部は、前記撮影条件のうち、少なくとも１つの撮影条件を変えて前記再構成画像を得ること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
15. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記パラメータ推定部は、前記被検体パラメータのうち、解析的に算出できない被検体パラメータについてのみ、前記被検体パラメータの分布を推定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
16. 請求項１５記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記被検体パラメータは、高周波磁場の照射強度分布を含み、
    前記パラメータ推定部は、前記高周波磁場の照射強度分布を、ＤＡＭ法（double angle method）で求めること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。