JP7074982B2 - 磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置及び画像処理方法 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置及び画像処理方法に関する。

近年、磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置を用いて非造影で心筋性状（心筋梗塞部位や線維化の進展等）を判別する方法として、Ｔ１マッピング法が注目を集めている。ここで、Ｔ１マッピング法は、心電図同期を用いて、データ収集時に心臓の形が同じになるようにＲ波からの時間を一定にして撮像を行うとともに、縦磁化の標識を行う反転（Inversion Recovery：ＩＲ）パルスからデータ収集までの時間である反転時間（Inversion Time：ＴＩ）を変えながら複数回データ収集を行うことで、縦磁化の回復度を反映した複数のデータを取得し、それらのデータを画素ごとに解析してＴ１値を導出することで、２次元のＴ１マップを生成する方法である。

Peter Kellman，et al．，"T1-mapping in the heart：accuracy and precision"，J Cardiovasc Magn Reson，2014；16：2 Daniel R Messroghli，et al．，"Modified look-locker inversion recovery （MOLLI） for high-resolution T1 mapping of the heart"，Magn Reson Med，2004；52：141－146

しかしながら、従来のＴ１マッピング法では、撮像時の心拍数の制限や心拍間隔の変動によって、精度が低下する場合があった。

実施形態に係るＭＲＩ装置、画像処理装置及び画像処理方法によれば、Ｔ１マッピング法によるＴ１値の導出精度を向上させることができるという効果を奏する。

実施形態に係るＭＲＩ装置は、縦磁化の標識を行う反転パルスを被検体の心拍に同期させて印加し、当該反転パルスからデータ収集までの時間である反転時間を変えながら複数回データ収集を行うことによって、複数のデータを収集する収集部と、前記複数のデータと、一定の心拍間隔、又は、前記データ収集が行われた際に前記被検体から計測された心拍間隔とを用いて、前記反転パルスが印加された心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出し、算出された縦磁化の大きさと前記反転時間との関係に基づいて、対象組織のＴ１値を導出する導出部とを備える。

図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。 図２は、実施例１に係るＭＲＩ装置によって行われるＰＣ－ＴＩＰ法を説明するための図である。 図３は、実施例２に係るＭＲＩ装置によって行われるＰＣ－ＴＩＰ法を説明するための図である。 図４は、実施例３に係るＭＲＩ装置によって行われるＭＯＬＬＩ法を説明するための図である。 図５は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるＴ１マッピング法の処理手順を示すフローチャートである。 図６は、第１の実施形態に係る画像処理装置の構成例を示す図である。 図７は、データ収集による縦磁化の回復への影響を説明するための図である。 図８は、データ収集による影響を考慮した場合の縦磁化の回復曲線を示す図である。

以下、図面を参照しながら、本願に係るＭＲＩ装置、画像処理装置及び画像処理方法の実施形態について詳細に説明する。

（第１の実施形態）
まず、第１の実施形態として、ＭＲＩ装置の実施形態について説明する。

図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。

例えば、図１に示すように、ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、送信コイル４、送信部５、受信コイル６、受信部７、寝台８、入力部９、表示部１０、記憶部１１、寝台制御部１２、シーケンス制御部１３、画像生成部１４、主制御部１５、ＥＣＧセンサ１６、及びＥＣＧモニタ１７を備える。

静磁場磁石１は、被検体Ｓが配置される撮像空間に静磁場を発生させる。具体的には、静磁場磁石１は、中空の略円筒状（中心軸に直交する断面の形状が楕円状となるものを含む）に形成されており、その内周側にある撮像空間に静磁場を発生させる。例えば、静磁場磁石１は、略円筒状に形成された冷却容器と、当該冷却容器内に充填された冷却材（例えば、液体ヘリウム等）に浸漬された超伝導磁石等の磁石とを有する。なお、静磁場磁石１は、例えば、永久磁石を用いて静磁場を発生させるものであってもよい。

傾斜磁場コイル２は、静磁場磁石１の内側に配置されており、被検体Ｓが配置される撮像空間に傾斜磁場を発生させる。具体的には、傾斜磁場コイル２は、中空の略円筒状（中心軸に直交する断面の形状が楕円状となるものを含む）に形成されており、互いに直交するＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸それぞれに対応するＸコイル、Ｙコイル及びＺコイルを有している。Ｘコイル、Ｙコイル及びＺコイルは、傾斜磁場電源３から供給される電流に基づいて、各軸方向に沿って線形に変化する傾斜磁場を撮像空間に発生させる。ここで、Ｚ軸は、傾斜磁場コイル２の円筒の軸に一致し、静磁場磁石１によって発生する静磁場の磁束に沿って設定される。また、Ｘ軸は、Ｚ軸に直交する水平方向に沿って設定され、Ｙ軸は、Ｚ軸に直交する鉛直方向に沿って設定される。これにより、Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸は、ＭＲＩ装置１００に固有の装置座標系を構成する。

傾斜磁場電源３は、傾斜磁場コイル２に電流を供給することで、リードアウト方向、フェーズエンコード方向及びスライス方向それぞれに沿って線形に変化する傾斜磁場を撮像空間に発生させる。具体的には、傾斜磁場電源３は、傾斜磁場コイル２のＸコイル、Ｙコイル及びＺコイルに個別に電流を供給することで、互いに直交するリードアウト方向、フェーズエンコード方向及びスライス方向それぞれに沿って線形に変化する傾斜磁場を発生させる。なお、以下では、リードアウト方向に沿った傾斜磁場をリードアウト傾斜磁場と呼び、フェーズエンコード方向に沿った傾斜磁場をフェーズエンコード傾斜磁場と呼び、スライス方向に沿った傾斜磁場をスライス傾斜磁場と呼ぶ。

ここで、リードアウト傾斜磁場、フェーズエンコード傾斜磁場、及びスライス傾斜磁場は、静磁場磁石１によって発生する静磁場に重畳されることで、被検体Ｓから発生するＭＲ信号に空間的な位置情報を付与する。具体的には、リードアウト傾斜磁場は、リードアウト方向の位置に応じてＭＲ信号の周波数を変化させることで、リードアウト方向に沿った位置情報をＭＲ信号に付与する。また、フェーズエンコード傾斜磁場は、フェーズエンコード方向に沿ってＭＲ信号の位相を変化させることで、フェーズエンコード方向に沿った位置情報をＭＲ信号に付与する。また、スライス傾斜磁場は、スライス方向に沿った位置情報をＭＲ信号に付与する。例えば、スライス傾斜磁場は、スライス領域を撮像する場合には、スライス領域の方向、厚さ及び枚数を決めるために用いられ、ボリューム領域を撮像する場合には、スライス方向の位置に応じてＭＲ信号の位相を変化させるために用いられる。これにより、リードアウト方向に沿った軸、フェーズエンコード方向に沿った軸、及びスライス方向に沿った軸は、撮像の対象となるスライス領域又はボリューム領域を規定するための論理座標系を構成する。

送信コイル４は、中空の略円筒形状（円筒の中心軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成され、傾斜磁場コイル２の内側に配置される。送信コイル４は、送信部５から出力される高周波（Radio Frequency：ＲＦ）パルスに基づいて撮像空間にＲＦ磁場を印加する。

送信部５は、ラーモア周波数に対応するＲＦパルスを送信コイル４に出力する。例えば、送信部５は、発振回路、位相選択回路、周波数変換回路、振幅変調回路、及び、ＲＦ増幅回路を有する。発振回路は、静磁場中に置かれた対象原子核に固有の共鳴周波数のＲＦパルスを発生する。位相選択回路は、発振回路から出力されるＲＦパルスの位相を選択する。周波数変換回路は、位相選択回路から出力されるＲＦパルスの周波数を変換する。振幅変調回路は、周波数変換回路から出力されるＲＦパルスの振幅を例えばｓｉｎｃ関数に従って変調する。ＲＦ増幅回路は、振幅変調回路から出力されるＲＦパルスを増幅して送信コイル４に出力する。

受信コイル６は、撮像空間に配置された被検体Ｓに装着され、送信コイル４によって印加されるＲＦ磁場の影響で被検体Ｓから放射されるＭＲ信号を受信する。また、受信コイル６は、受信したＭＲ信号を受信部７へ出力する。例えば、受信コイル６には、撮像対象の部位ごとに専用のコイルが用いられる。ここでいう専用のコイルは、例えば、頭部用の受信コイル、脊椎用の受信コイル、腹部用の受信コイル等である。

受信部７は、受信コイル６から出力されるＭＲ信号に基づいてＭＲ信号データを生成し、生成したＭＲ信号データをシーケンス制御部１３に出力する。例えば、受信部７は、選択回路、前段増幅回路、位相検波回路、及び、アナログデジタル変換回路を有する。選択回路は、受信コイル６から出力されるＭＲ信号を選択的に入力する。前段増幅回路は、選択回路から出力されるＭＲ信号を増幅する。位相検波回路は、前段増幅器から出力されるＭＲ信号の位相を検波する。アナログデジタル変換回路は、位相検波器から出力されるアナログ信号をデジタル信号に変換することでＭＲ信号データを生成し、生成したＭＲ信号データをシーケンス制御部１３に出力する。

なお、ここでは、送信コイル４がＲＦパルスを印加し、受信コイル６がＭＲ信号を受信する場合の例を説明するが、送信コイル及び受信コイルの形態はこれに限られない。例えば、送信コイル４が、ＭＲ信号を受信する受信機能をさらに有してもよい。また、受信コイル６が、ＲＦ磁場を印加する送信機能をさらに有していてもよい。送信コイル４が受信機能を有している場合は、受信部７は、送信コイル４によって受信されたＭＲ信号からもＭＲ信号データを生成する。また、受信コイル６が送信機能を有している場合は、送信部５は、受信コイル６にもＲＦパルスを出力する。

寝台８は、被検体Ｓが載置される天板８ａを備え、被検体Ｓの撮像が行われる際に、被検体Ｓが載置された天板８ａを撮像空間に移動する。例えば、寝台８は、天板８ａの長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置されている。

なお、ここでは、ＭＲＩ装置１００が、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２及び送信コイル４それぞれが略円筒状に形成された、いわゆるトンネル型の構成を有する場合の例を説明するが、実施形態はこれに限られない。例えば、ＭＲＩ装置１００は、被検体Ｓが配置される撮像空間を挟んで対向するように一対の静磁場磁石、一対の傾斜磁場コイル及び一対のＲＦコイルを配置した、いわゆるオープン型の構成を有していてもよい。

入力部９は、操作者から各種指示及び各種情報の入力操作を受け付ける。具体的には、入力部９は、主制御部１５に接続されており、操作者から受け付けた入力操作を電気信号に変換して主制御部１５へ出力する。例えば、入力部９は、トラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード、タッチパネル等によって実現される。

表示部１０は、各種情報及び各種画像を表示する。具体的には、表示部１０は、主制御部１５に接続されており、主制御部１５から送られる各種情報及び各種画像のデータを表示用の電気信号に変換して出力する。例えば、表示部１０は、液晶モニタやＣＲＴ（Cathode Ray Tube）モニタ、タッチパネル等によって実現される。

記憶部１１は、各種データを記憶する。例えば、記憶部１１は、ＭＲ信号データや画像データを被検体Ｓごとに記憶する。例えば、記憶部１１は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子やハードディスク、光ディスク等によって実現される。

寝台制御部１２は、寝台８に接続されており、制御用の電気信号を寝台８へ出力することで、寝台８の動作を制御する。例えば、寝台制御部１２は、入力部９を介して、天板８ａを長手方向、上下方向又は左右方向へ移動させる指示を操作者から受け付け、受け付けた指示に従って天板８ａを移動するように、寝台８が有する天板８ａの駆動機構を動作させる。

シーケンス制御部１３は、主制御部１５から出力されるシーケンス実行データに従って傾斜磁場電源３、送信部５及び受信部７を駆動することで、各種の撮像法のパルスシーケンスを実行する。ここで、シーケンス実行データは、パルスシーケンスを表すデータであり、傾斜磁場電源３が傾斜磁場コイル２に電流を供給するタイミング及び供給する電流の強さ、送信部５が送信コイル４にＲＦパルス信号を供給するタイミング及び供給するＲＦパルスの強さ、受信部７がＭＲ信号をサンプリングするタイミング等を規定した情報である。そして、シーケンス制御部１３は、パルスシーケンスを実行した結果として受信部７から出力されるＭＲ信号データを受信し、記憶部１１に記憶させる。このとき、記憶部１１に記憶されるＭＲ信号は、前述したリードアウト傾斜磁場、フェーズエンコード傾斜磁場、及びスライス傾斜磁場によってリードアウト方向、フェーズアウト方向及びスライス方向の各方向に沿った位置情報が付与されることで、２次元又は３次元に配列されたｋ空間データとして記憶される。

画像生成部１４は、記憶部１１に記憶されたＭＲ信号データに基づいて画像を生成する。具体的には、画像生成部１４は、シーケンス制御部１３によって収集されたＭＲ信号データを記憶部１１から読み出し、読み出したＭＲ信号データにフーリエ変換等の再構成処理を施すことで、２次元又は３次元の画像を生成する。また、画像生成部１４は、生成した画像を記憶部１１に記憶させ、操作者からの要求に応じて、記憶部１１から画像データを読み出して表示部１０に出力する。

主制御部１５は、ＭＲＩ装置１００が有する各構成要素を制御することで、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。具体的には、主制御部１５は、操作者から各種指示及び各種情報の入力操作を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示部１０に表示し、入力部９を介して受け付けられた入力操作に応じて、ＭＲＩ装置１００が有する各構成要素を制御する。例えば、主制御部１５は、操作者によって入力された撮像条件に基づいてシーケンス実行データを生成し、生成したシーケンス実行データをシーケンス制御部１３に出力することで、各種のパルスシーケンスを実行する。

ＥＣＧセンサ１６は、被検体Ｓの体表に装着され、被検体Ｓの心電信号を検出する。そして、ＥＣＧセンサ１６は、検出した心電信号をＥＣＧモニタ１７に出力する。

ＥＣＧモニタ１７は、ＥＣＧセンサ１６から出力される心電信号に基づいて、所定の心電波形を検出する。例えば、ＥＣＧモニタ１７は、所定の心電波形としてＲ波を検出する。そして、ＥＣＧモニタ１７は、所定の心電波形を検出したタイミングでトリガ信号を生成し、生成したトリガ信号をシーケンス制御部１３に出力する。

なお、上述した各部のうち、寝台制御部１２、シーケンス制御部１３、画像生成部１４及び主制御部１５は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＭＰＵ（Micro Processing Unit）、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）、ＰＬＤ（Programmable Logic Device）等の処理回路によって実現される。その場合に、寝台制御部１２、シーケンス制御部１３、画像生成部１４及び主制御部１５は、１つの処理回路によって統合されて実現されてもよいし、複数の処理回路によって分散されて実現されてもよい。

以上、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成例について説明した。このような構成のもと、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、Ｔ１マッピング法によって対象組織のＴ１値を導出する機能を有している。

ここで、Ｔ１マッピング法は、心電図同期を用いて、データ収集時に心臓の形が同じになるようにＲ波からの時間を一定にして撮像を行うとともに、縦磁化の標識を行うＩＲパルスからデータ収集までの時間であるＴＩを変えながら複数回データ収集を行うことで、縦磁化の回復度を反映した複数のデータを取得し、それらのデータを画素ごとに解析してＴ１値を導出することで、２次元のＴ１マップを生成する方法である。

しかしながら、従来のＴ１マッピング法では、撮像時の心拍数の制限や心拍間隔の変動によって、精度が低下する場合があった。

このことから、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、Ｔ１マッピング法によるＴ１値の導出精度を向上させることができるように構成されている。

具体的には、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００では、主制御部１５が、収集部１５ａと、導出部１５ｂとを有する。

収集部１５ａは、縦磁化の標識を行うＩＲパルスを被検体の心拍に同期させて印加し、当該ＩＲパルスからデータ収集までの時間であるＴＩを変えながら複数回データ収集を行うことによって、複数のデータを収集する。

具体的には、収集部１５ａは、操作者から入力された撮像条件に基づいて生成したシーケンス実行データをシーケンス制御部１３に出力することによって、ＥＣＧモニタ１７から出力されるトリガ信号に同期させてＩＲパルスを印加し、ＴＩを変えながら複数回データ収集を行うように、シーケンス制御部１３を制御する。

また、導出部１５ｂは、収集部１５ａによって収集された複数のデータと、一定の心拍間隔、又は、データ収集が行われた際に被検体から計測された心拍間隔とを用いて、ＩＲパルスが印加された心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出し、算出された縦磁化の大きさとＴＩとの関係に基づいて、対象組織のＴ１値を導出する。

具体的には、導出部１５ｂは、シーケンス制御部１３によってＴＩを変えながら収集された複数のデータ（ＭＲ信号データ）を記憶部１１から読み出し、読み出したデータを用いて、対象組織のＴ１値を導出する。

ここで、導出部１５ｂは、第１の心拍における縦磁化の大きさを、当該第１の心拍の前にＩＲパルスが印加された第２の心拍における縦磁化の大きさと、第１の心拍と第２の心拍との心拍間隔とで表した漸化式を用いて、縦磁化の大きさを逐次的に算出する。

このような構成によれば、ＩＲパルスが印加された心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出することによって、撮像時の心拍数の制限や心拍間隔の変動による縦磁化の挙動の誤差を補正することができ、Ｔ１マッピング法によるＴ１値の導出精度を向上させることができる。

以下では、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００によって行われるＴ１マッピング法の適用例として、ＰＣ－ＴＩＰ（Polarity Corrected TI Prep）法への適用例と、ＭＯＬＬＩ（Modified Look Locker Imaging）法への適用例とを説明する。

ここで、ＰＣ－ＴＩＰ法及びＭＯＬＬＩ法は、いずれも、ＴＩを変えながら収集した複数のデータを解析してＴ１値を導出するものであるが、ＰＣ－ＴＩＰ法は、１つの心拍ごとにＩＲパルスを印加し、１つの心拍ごとに１回データ収集を行うものであり、ＭＯＬＬＩ法は、複数の心拍ごとにＩＲパルスを印加し、１つの心拍ごとに１回データ収集を行うものであるという点で異なっている。

（実施例１）
まず、実施例１として、ＰＣ－ＴＩＰ法への適用例について説明する。

本実施例では、収集部１５ａは、１つの心拍ごとにＩＲパルスを印加し、１つの心拍ごとに１回データ収集を行う。

図２は、実施例１に係るＭＲＩ装置１００によって行われるＰＣ－ＴＩＰ法を説明するための図である。

ここで、図２では、上側に、本実施例に係るＰＣ－ＴＩＰ法におけるＩＲパルス及びデータ収集のタイミングを示しており、下側に、本実施例に係るＰＣ－ＴＩＰ法における対象組織の縦磁化の挙動を示している。

具体的には、図２では、ＥＣＧモニタ１７によって検出されるＲ波（トリガ信号）のタイミングをＲで示し、ＩＲパルスが印加されるタイミングをＩＲで示し、データ収集が行われるタイミングをＡＱで示している。また、ＩＲパルスが印加される心拍間隔をＴＲＲで示している。

例えば、図２の上側に示すように、収集部１５ａは、被検体のＲ波に同期させて、１つの心拍ごとに、撮像領域にＩＲパルスを印加してデータ収集を行う。このとき、収集部１５ａは、ＩＲパルスからデータ収集までの時間であるＴＩを変えながら、１つの心拍ごとに１回データ収集を行う。例えば、収集部１５ａは、Ｒ波からＩＲパルスまでの時間ＴＤを心拍ごとに徐々に短くすることで、ＴＩが心拍ごとに徐々に長くなるようにする。また、収集部１５ａは、データ収集時に心臓の形が同じになるようにＲ波からデータ収集までの時間ＴＡを一定にしながら、１つの心拍ごとにデータ収集を行う。これにより、収集部１５ａは、異なるＴＩに対応した複数のデータを収集する（図２に示す丸い印を参照）。

ここで、撮像領域に含まれる対象組織の縦磁化は、各心拍において、ＩＲパルスが印加された際に反転し、次のＩＲパルスが印加されるまでの間、時間の経過とともに回復する。したがって、各心拍で収集されたデータは、それぞれ、各ＴＩに応じた縦磁化の回復度を反映したものとなる。

そして、本実施例では、導出部１５ｂが、収集部１５ａによって収集された複数のデータを用いて、対象組織のＴ１値を導出する。

例えば、従来のＰＣ－ＴＩＰ法では、ＴＩを変えながら収集された複数のデータに対して、以下の（式１）又は（式１’）を用いてパラメータフィッティングを行うことによって、対象組織のＴ１値が導出される。

Ｓ＝Ｍ₀＊（１－２＊ｅｘｐ（－ＴＩ／Ｔ１）＋ｅｘｐ（－ＴＲＲ／Ｔ１）） ・・・（式１）

ここで、Ｓは、データの信号値である。また、Ｍ₀は、初期磁化の大きさであり、ＴＩは、反転時間である。また、ＴＲＲは、心拍間隔であり、Ｔ１は、対象組織のＴ１値である。

Ｓ＝Ａ＊（１－２＊ｅｘｐ（－ＴＩ／Ｔ１））＋Ｂ＊ｅｘｐ（－ＴＲＲ／Ｔ１）） ・・・（式１’）

ここで、Ａ＝Ｍ₀であり、Ｂ～Ｍ₀である。なお、Ｂは、装置の不完全性を考慮したパラメータである。

しかしながら、上記（式１）及び（式１’）は、縦磁化が定常状態になった場合を想定したものであり、定常状態となる前の状態、すなわち過渡状態では、Ｔ１値の導出精度が低下すると考えられる。

これについて、例えば、位相エンコード数が多い撮像等のようにデータ収集の繰り返し回数が多い場合は、データ収集時に縦磁化が定常状態となるが、Ｔ１マッピング法では、通常、呼吸動の影響を避けるために息止め下で撮像が行われるため、１回の息止めで撮像に用いることができる心拍数に制限があり、その結果、データ収集の回数が限られる。例えば、平均的な心拍数を６０回／分とすると、１回の息止めで撮像に使用することができる心拍数は２０程度であり、Ｔ１マッピング法で主に用いられているシングルショット撮像でデータ収集を行った場合、１回の息止めで行えるスキャン数は２０回程度である。このため、Ｔ１マッピング法では、データ収集が行われている間は、縦磁化がまだ過渡状態であると考えられる。

このことから、本実施例では、導出部１５ｂは、収集部１５ａによって収集された複数のデータと、一定の心拍間隔とを用いて、ＩＲパルスが印加された心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出し、算出された縦磁化の大きさとＴＩとの関係に基づいて、対象組織のＴ１値を導出する。

具体的には、導出部１５ｂは、収集部１５ａによってＴＩを変えながら収集された複数のデータに対して、以下の（式２）を用いてパラメータフィッティングを行うことによって、対象組織のＴ１値を導出する。

Ｓ_n＝Ｍ₀＊（１－２β_n＊ｅｘｐ（－ＴＩ／Ｔ１）） ・・・（式２）

ここで、Ｓ_nは、ｎ番目（ｎ＞０）の心拍で収集されたデータの信号値である。

また、β_nは、ｎ番目の心拍で回復した縦磁化の最後の大きさのＭ₀に対する割合である。ここで、β_nは、１つ前のβ_n-1と、心拍間隔ＴＲＲとに依存し、以下の（式３）のように漸化式で表される。なお、ｎ＝１の場合は、β₁＝１である。

β_n＝１－β_n-1＊ｅｘｐ（－ＴＲＲ／Ｔ１） ・・・（式３）

さらに、γ_n＝ｅｘｐ（－ＴＲＲ／Ｔ１）とすると、上記（式３）は、以下の式（４）で表される。

β_n＝１－γ_n＊β_n-1 ・・・（式４）

ここで、本実施例では、導出部１５ｂは、ＴＲＲとして、一定の心拍間隔を用いる。例えば、導出部１５ｂは、操作者によって予め設定された心拍間隔や、予め被検体から計測された心拍間隔の平均値等をＴＲＲとして用いる。

そして、導出部１５ｂは、収集部１５ａによって収集された複数のデータを用いて、画素ごとにＴ１値の導出を行うことにより、Ｔ１マップを生成する。

このように、実施例１では、ＩＲパルスが印加された心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出することによって、過渡状態でデータ収集が行われた場合でも、縦磁化の挙動を精度よく求めることができる。これにより、実施例１では、撮像時の心拍数の制限による縦磁化の挙動の誤差を補正することができ、ＰＣ－ＴＩＰ法によるＴ１値の導出精度を向上させることができる。

（実施例２）
なお、上述した実施例１では、ＰＣ－ＴＩＰ法において、心拍間隔を一定とした場合の例を説明したが、例えば、被検体に不整脈がある場合には、心拍間隔が変動することもある。心拍間隔が変動した場合には、心拍ごとの縦磁化の回復量が変化し、その結果、収集されたデータに縦磁化の挙動が正しく反映されず、導出されるＴ１値に誤差が生じることもあり得る。

そこで、実施例２では、ＰＣ－ＴＩＰ法において、心拍間隔の変動による縦磁化の挙動の誤差を補正する場合の例を説明する。

図３は、実施例２に係るＭＲＩ装置１００によって行われるＰＣ－ＴＩＰ法を説明するための図である。

例えば、図３に示すように、ｎ－２番目の心拍とｎ－１番目の心拍との心拍間隔をＴＲＲ_n-1、ｎ－１番目の心拍とｎ番目の心拍との心拍間隔をＴＲＲ_n、ｎ番目の心拍とｎ＋１番目の心拍との心拍間隔をＴＲＲ_n+1とする。

また、ｎ－１番目の心拍で回復した縦磁化の最後の大きさをＭｒ_n-1、ｎ番目の心拍で回復した縦磁化の最後の大きさをＭｒ_nとする。この場合に、ｎ－１番目の心拍でＩＲパルスによって反転した直後の縦磁化の大きさＭｉ_nは、Ｍｒ_n-1が反転され、Ｍｉ_n＝－Ｍｒ_n-1となる。なお、ｎ＝１の場合は、Ｍｉ₁＝－Ｍ₀（初期磁化が反転されたもの）である。

ここで、例えば、図３に示すように、不整脈等によってＴＲＲ_n-1とＴＲＲ_nとが異なる長さになると、ｎ－１番目の心拍における縦磁化の回復量と、ｎ番目の心拍における縦磁化の回復量とが変化し、Ｍｒ_n-1と、Ｍｒ_nとが異なる大きさになる。すなわち、心拍ごとに縦磁化の挙動にずれが生じることになり、その結果、収集されたデータに縦磁化の挙動が正しく反映されず、導出されるＴ１値に誤差が生じることがあり得る。

このことから、本実施例では、導出部１５ｂは、収集部１５ａによって収集された複数のデータと、データ収集が行われた際に被検体から計測された心拍間隔とを用いて、ＩＲパルスが印加された心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出し、算出された縦磁化の大きさとＴＩとの関係に基づいて、対象組織のＴ１値を導出する。

具体的には、導出部１５ｂは、収集部１５ａによってＴＩを変えながら収集された複数のデータに対して、以下の（式５）を用いてパラメータフィッティングを行うことによって、対象組織のＴ１値を導出する。

Ｓ_n＝Ｍ₀＊（１－２β_n＊ｅｘｐ（－ＴＩ／Ｔ１）） ・・・（式５）

ここで、Ｓ_nは、ｎ番目（ｎ＞０）の心拍で収集されたデータの信号値である。

また、β_nは、Ｍｒ_nのＭ_n-1に対する割合である。ここで、β_nは、１つ前のβ_n-1と、ｎ－１番目の心拍とｎ番目の心拍との心拍間隔ＴＲＲ_nとに依存し、以下の（式６）のように漸化式で表される。なお、ｎ＝１の場合は、β₁＝１である。

β_n＝１－β_n-1＊ｅｘｐ（－ＴＲＲ_n／Ｔ１） ・・・（式６）

ここで、ＴＲＲ_nが十分に長い場合（ＴＲＲ_n→∞）は、β_n→１となる。

さらに、γ_n＝ｅｘｐ（－ＴＲＲ_n／Ｔ１）とすると、上記（式６）は、以下の（式７）で表される。

β_n＝１－γ_n＊β_n-1 ・・・（式７）

ここで、本実施例では、導出部１５ｂは、ＴＲＲ_nとして、データ収集が行われた際に被検体から計測された心拍間隔を用いる。例えば、ここで用いられる心拍間隔は、シーケンス制御部１３によって、ＥＣＧモニタ１７から出力されるトリガ信号に基づいて計測され、データが収集されるごとに各データにタグ情報として付与されて記憶部１１に記憶される。

そして、導出部１５ｂは、収集部１５ａによって収集された複数のデータを用いて、画素ごとにＴ１値の導出を行うことにより、Ｔ１マップを生成する。

このように、実施例２では、ＩＲパルスが印加された心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出することによって、心拍間隔の変動によって心拍ごとに縦磁化の回復量が変化した場合でも、縦磁化の挙動を精度よく求めることができる。これにより、実施例２では、撮像時の心拍間隔の変動による縦磁化の挙動の誤差を補正することができ、ＰＣ－ＴＩＰ法によるＴ１値の導出精度を向上させることができる。

（実施例３）
次に、実施例３として、ＭＯＬＬＩ法への適用例について説明する。

本実施例では、収集部１５ａは、複数の心拍ごとにＩＲパルスを印加し、１つの心拍ごとに１回データ収集を行う。

図４は、実施例３に係るＭＲＩ装置１００によって行われるＭＯＬＬＩ法を説明するための図である。

ここで、図４では、上側に、本実施例に係るＭＯＬＬＩ法におけるＩＲパルス及びデータ収集のタイミングと対象組織の縦磁化の挙動とを示しており、下側に、本実施例に係るＭＯＬＬＩ法で収集されたデータにおける縦磁化の大きさとＴＩとの関係を示している。

具体的には、図４では、心拍をｎ１～ｎ１７で示し、ｎ１とｎ２との心拍間隔をＴＲＲ₁で示し、ｎ２とｎ３との心拍間隔をＴＲＲ₂で示している（他の心拍間隔については図示を省略）。また、図４では、ＥＣＧモニタ１７によって検出されるＲ波（トリガ信号）のタイミングをＲで示し、ＩＲパルスが印加されるタイミングをｎ－ｉｒ１、ｎ－ｉｒ２及びｎ－ｉｒ３で示し、ｎ－ｉｒ１とｎ－ｉｒ２との心拍間隔をＩＲ＿ＴＲＲ₁で示し、ｎ－ｉｒ２とｎ－ｉｒ３との心拍間隔をＩＲ＿ＴＲＲ₂で示し、ｎ－ｉｒ３とｎ－ｉｒ４（図示を省略）との心拍間隔をＩＲ＿ＴＲＲ₃で示している。また、データ収集が行われるタイミングを三角形の印で示し、対象組織の縦磁化の挙動を破線で示している。

例えば、図４の上側に示すように、収集部１５ａは、被検体のＲ波に同期させて、１番目の心拍ｎ１と、７番目の心拍ｎ７と、１３番目の心拍ｎ１３とで、撮像領域にＩＲパルスを印加し、１つの心拍ごとに、データを収集する。このとき、収集部１５ａは、１～３番目の心拍ｎ１～ｎ３、７～９番目の心拍ｎ７～ｎ９、及び、１３～１７番目の心拍ｎ１３～ｎ１７において、ＩＲパルスからデータ収集までの時間であるＴＩを変えながら、１つの心拍ごとに１回データ収集を行う。例えば、収集部１５ａは、心拍ｎ１、心拍ｎ７及び心拍ｎ１３のそれぞれごとに、Ｒ波からＩＲパルスまでの時間ＴＤを徐々に短くすることで、ＩＲパルスから最初のデータ収集までのＴＩが徐々に長くなるようにする。また、収集部１５ａは、データ収集時に心臓の形が同じになるようにＲ波からデータ収集までの時間ＴＡを一定にしながら、１つの心拍ごとにデータ収集を行う（図４に示す三角形の印を参照）。これにより、収集部１５ａは、異なるＴＩに対応する複数のデータを収集する（図４の丸い印を参照）。

ここで、撮像領域に含まれる対象組織の縦磁化は、心拍ｎ１、心拍ｎ７及び心拍ｎ１３それぞれにおいて、ＩＲパルスが印加された際に反転し、次のＩＲパルスが印加されるまでの間、時間の経過とともに回復する。したがって、心拍ｎ１～ｎ３、心拍ｎ７～ｎ９、及び、心拍ｎ１３～ｎ１７で収集されたデータは、それぞれ、各ＴＩに応じた縦磁化の回復度を反映したものとなる。

そして、本実施例では、導出部１５ｂが、収集部１５ａによって収集された複数のデータを用いて、対象組織のＴ１値を導出する。

例えば、従来のＭＯＬＬＩ法では、まず、ＴＩを変えながら収集された複数のデータに対して、以下の（式８）を用いてパラメータフィッティングを行うことによって、みかけのＴ１値であるＴ１^*が導出される。

Ｓ＝Ａ－Ｂ＊ｅｘｐ（－ＴＩ／Ｔ１^*） ・・・（式８）

ここで、Ｓは、データの信号値である。また、ＴＩは、反転時間である。また、Ａ及びＢは、初期磁化の大きさをＭ₀として、Ａ～Ｍ₀、Ｂ～２＊Ａである。

その後、以下の（式９）によって、対象組織のＴ１値が導出される。

Ｔ１＝Ｔ１^*（Ｂ／Ａ－１） ・・・（式９）

しかしながら、上記（式８）及び（式９）は、心拍間隔が一定であることを前提としたものであり、被検体に不整脈がある場合には、心拍間隔が変動することによって、収集されたデータに縦磁化の挙動が正しく反映されず、導出されるＴ１値に誤差が生じることもあり得る。

すなわち、ＭＯＬＬＩ法では、図４の上側に示すように、ＩＲパルスが印加されてから次のＩＲパルスが印加されるまでの間に縦磁化が回復するが、心拍間隔が変動すると、それに伴って、ＩＲパルスが印加される間隔が変化することになり、ＩＲパルス間における縦磁化の挙動にずれが生じることになる。その結果、収集されたデータに縦磁化の挙動が正しく反映されず、導出されるＴ１値に誤差が生じることがあり得る。

このことから、本実施例では、導出部１５ｂは、収集部１５ａによって収集された複数のデータと、データ収集が行われた際に被検体から計測された心拍間隔とを用いて、ＩＲパルスが印加された心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出し、算出された縦磁化の大きさとＴＩとの関係に基づいて、対象組織のＴ１値を導出する。

ここで、導出部１５ｂは、収集部１５ａによってデータ収集が行われた際に被検体から計測された心拍間隔を用いて、ＩＲパルスが印加された心拍の間隔を算出し、算出された間隔に基づいて、ＩＲパルスが印加された心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出する。

具体的には、導出部１５ｂは、ｉｒ＿ｎ回目のＩＲパルスが印加された心拍とｉｒ＿ｎ＋１回目のＩＲパルスが印加された心拍との間に含まれる複数の心拍間隔ＴＲＲ_nから、ｉｒ＿ｎ回目のＩＲパルスが印加された心拍とｉｒ＿ｎ＋１回目のＩＲパルスが印加された心拍との心拍間隔ＩＲ＿ＴＲＲ_{ir_n}を算出する（ｉｒ＿ｎ＝１、２・・・）。

ここで、本実施例では、導出部１５ｂは、ＴＲＲ_nとして、データ収集が行われた際に被検体から計測された心拍間隔を用いる。例えば、ここで用いられる心拍間隔は、シーケンス制御部１３によって、ＥＣＧモニタ１７から出力されるトリガ信号に基づいて計測され、データが収集されるごとに各データにタグ情報として付与されて記憶部１１に記憶される。なお、何心拍ごとにＩＲパルスを印加するか、及び、ＩＲパルス間の何心拍でデータ収集を行うかは、撮像条件の１つとして予め設定される。

例えば、図４に示す例では、導出部１５ｂは、以下のように、ＩＲ＿ＴＲＲ₁、ＩＲ＿ＴＲＲ₂、及び、ＩＲ＿ＴＲＲ₃を算出する。

そして、導出部１５ｂは、収集部１５ａによってＴＩを変えながら収集された複数のデータに対して、以下の（式１０）を用いてパラメータフィッティングを行うことによって、みかけのＴ１値であるＴ１^*を導出する。

Ｓ_n＝Ａ－Ｂβ_{ir_n}＊ｅｘｐ（－ＴＩ／Ｔ１^*） ・・・（式１０）

ここで、Ｓ_nは、ｎ番目（ｎ＞０）の心拍で収集されたデータの信号値である。また、ＴＩは、反転時間である。また、Ａ及びＢは、初期磁化の大きさをＭ₀として、Ａ～Ｍ₀、Ｂ～２＊Ａである。

また、β_{ir_n}は、ｎ番目の心拍で回復した縦磁化の最後の大きさのＭ₀に対する割合である。ここで、β_{ir_n}は、１つ前のβ_{ir_n-1}と、ｉｒ＿ｎ回目のＩＲパルスが印加された心拍とｉｒ＿ｎ＋１回目のＩＲパルスが印加された心拍との心拍間隔であるＩＲ＿ＴＲＲ_{ir_n}とに依存し、以下の（式１１）及び（式１２）のように漸化式で表される。なお、ｉｒ＿ｎ＝１の場合は、β₁＝１である。

β_{ir_n}＝１－γ_{ir_n}＊β_{ir_n-1} ・・・（式１１）
γ_{ir_n}＝ｅｘｐ（－ＩＲ＿ＴＲＲ_{ir_n}／Ｔ１^*） ・・・（式１２）

その後、導出部１５ｂは、以下の（式１３）によって、対象組織のＴ１値を導出する。

Ｔ１＝Ｔ１^*＊（Ｂ／Ａ－１） ・・・（式１３）

そして、導出部１５ｂは、収集部１５ａによって収集された複数のデータを用いて、画素ごとにＴ１値の導出を行うことにより、Ｔ１マップを生成する。

このように、実施例３では、ＩＲパルスが印加された心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出することによって、心拍間隔の変動によって心拍ごとに縦磁化の回復量が変化した場合でも、縦磁化の挙動を精度よく求めることができる。これにより、実施例３では、撮像時の心拍間隔の変動による縦磁化の挙動の誤差を補正することができ、ＭＯＬＬＩ法によるＴ１値の導出精度を向上させることができる。

（実施例４）
なお、上述した実施例３では、ＭＯＬＬＩ法において、ＩＲパルスが印加された心拍の間隔に基づいて、心拍間隔の変動による縦磁化の挙動の誤差を補正する場合の例を説明したが、一般的に、ＭＯＬＬＩ法では、Ｔ１値の導出を行う際に、ＩＲパルスが印加されない心拍に対応するＴＩついては、ＩＲパルスが印加された心拍に対応するＴＩと一定の心拍間隔とから算出される。そのため、撮像時に心拍間隔が変動すると、ＩＲパルスが印加されない心拍に対応するＴＩにずれが生じ、その結果、導出されるＴ１値に誤差が生じることもあり得る。

そこで、実施例４では、ＭＯＬＬＩ法において、ＩＲパルスが印加されなかった心拍に対応するＴＩのずれをさらに補正する場合の例を説明する。

例えば、図４に示す例において、心拍間隔ＴＲＲ（ＴＲＲ₁、ＴＲＲ₂等）を一定の１０００［ｍｓ］とし、１回目のＩＲパルスで収集するＴＩの初期値を１４０［ｍｓ］、２回目のＩＲパルスで収集するＴＩの初期値を１４０［ｍｓ］、３回目のＩＲパルスで収集するＴＩの初期値を４４０［ｍｓ］とすると、１回目のＩＲパルスが印加された後に収集される３つのデータに対応するＴＩは、それぞれ、以下のようになる。

ＴＩ１＝１４０［ｍｓ］
ＴＩ２＝ＴＩ１＋ＴＲＲ＝１１４０［ｍｓ］
ＴＩ３＝ＴＩ１＋ＴＲＲ＋ＴＲＲ＝２１４０［ｍｓ］

また、２回目のＩＲパルスが印加された後に収集される３つのデータに対応するＴＩは、それぞれ、以下のようになる。

ＴＩ４＝２８０［ｍｓ］
ＴＩ５＝ＴＩ４＋ＴＲＲ＝１２８０［ｍｓ］
ＴＩ６＝ＴＩ４＋ＴＲＲ＋ＴＲＲ＝２２８０［ｍｓ］

また、３回目のＩＲパルスが印加された後に収集される５つのデータに対応するＴＩは、それぞれ、以下のようになる。

ＴＩ７＝４４０［ｍｓ］
ＴＩ８＝ＴＩ７＋ＴＲＲ＝１４４０［ｍｓ］
ＴＩ９＝ＴＩ７＋ＴＲＲ＋ＴＲＲ＝２４４０［ｍｓ］
ＴＩ１０＝ＴＩ７＋ＴＲＲ＋ＴＲＲ＋ＴＲＲ＝３４４０［ｍｓ］
ＴＩ１１＝ＴＩ７＋ＴＲＲ＋ＴＲＲ＋ＴＲＲ＋ＴＲＲ＝３４４０［ｍｓ］

そして、従来のＭＯＬＬＩ法では、各ＴＩを以下のように短い順に並び替えることで、パラメータフィッティングが行われる。

１４０［ｍｓ］（ＴＩ１）
２８０［ｍｓ］（ＴＩ４）
４４０［ｍｓ］（ＴＩ７）
１１４０［ｍｓ］（ＴＩ２）
１２８０［ｍｓ］（ＴＩ５）
１４４０［ｍｓ］（ＴＩ８）
２１４０［ｍｓ］（ＴＩ３）
２２８０［ｍｓ］（ＴＩ６）
２４４０［ｍｓ］（ＴＩ９）
３４４０［ｍｓ］（ＴＩ１０）
３４４０［ｍｓ］（ＴＩ１１）

ここで、被検体に不整脈がある場合には、ＴＲＲが心拍ごとに異なる長さになるため、１回目のＩＲパルスが印加された後に収集される３つのデータに対応するＴＩは、それぞれ、以下のようになる。

ＴＩ１＝１４０［ｍｓ］
ＴＩ２＝ＴＩ１＋ＴＲＲ₁≠１１４０［ｍｓ］
ＴＩ３＝ＴＩ１＋ＴＲＲ₁＋ＴＲＲ₂≠２１４０［ｍｓ］

また、２回目のＩＲパルスが印加された後に収集される３つのデータに対応するＴＩは、それぞれ、以下のようになる。

ＴＩ４＝２８０［ｍｓ］
ＴＩ５＝ＴＩ４＋ＴＲＲ₇≠１２８０［ｍｓ］
ＴＩ６＝ＴＩ４＋ＴＲＲ₇＋ＴＲＲ₈≠２２８０［ｍｓ］

また、３回目のＩＲパルスが印加された後に収集される５つのデータに対応するＴＩは、それぞれ、以下のようになる。

ＴＩ７＝４４０［ｍｓ］
ＴＩ８＝ＴＩ７＋ＴＲＲ₁₃≠１４４０［ｍｓ］
ＴＩ９＝ＴＩ７＋ＴＲＲ₁₃＋ＴＲＲ₁₄≠２４４０［ｍｓ］
ＴＩ１０＝ＴＩ７＋ＴＲＲ₁₃＋ＴＲＲ₁₄＋ＴＲＲ₁₅≠３４４０［ｍｓ］
ＴＩ１１＝ＴＩ７＋ＴＲＲ₁₃＋ＴＲＲ₁₄＋ＴＲＲ₁₅＋ＴＲＲ₁₆≠３４４０［ｍｓ］

このように、ＩＲパルスが印加されない心拍では、心拍間隔の変動によって、ＴＩのずれが生じる。この結果、収集されたデータに縦磁化の挙動が正しく反映されず、導出されるＴ１値に誤差が生じることがあり得る。

このことから、本実施例では、導出部１５ｂは、実施例３で説明した縦磁化の補正を行ったうえで、収集部１５ａによってデータ収集が行われた際に被検体から計測された心拍間隔を用いて、ＩＲパルスが印加されなかった心拍に対応するＴＩを算出し、算出されたＴＩに基づいて、対象組織のＴ１値を導出する。

具体的には、導出部１５ｂは、実施例３と同様に、収集部１５ａによってＴＩを変えながら収集された複数のデータに対して、（式１０）を用いてパラメータフィッティングを行うことによって、みかけのＴ１値であるＴ１^*を導出する。

このとき、本実施例では、導出部１５ｂは、ＩＲパルスが印加されなかった心拍ごとに、データ収集が行われた際に被検体から計測された心拍間隔ＴＲＲ_nと、直前にＩＲパルスが印加された心拍に対応するＴＩとを用いて、ＴＩを逐次的に算出する。具体的には、導出部１５ｂは、ＩＲパルスが印加された心拍に対応するＴＩに、その心拍に続くＴＲＲ_nを逐次加算することで、ＩＲパルスが印加されなかった各心拍に対応するＴＩを算出する。そして、導出部１５ｂは、算出した全てのＴＩを用いて、パラメータフィッティングを行う。

その後、導出部１５ｂは、実施例３と同様に、（式１３）によって、対象組織のＴ１値を導出する。

そして、導出部１５ｂは、収集部１５ａによって収集された複数のデータを用いて、画素ごとにＴ１値の導出を行うことにより、Ｔ１マップを生成する。

このように、実施例４では、ＩＲパルスが印加されなかった心拍に対応するＴＩのずれをさらに補正することによって、縦磁化の挙動をより精度よく求めることができる。これにより、実施例４では、撮像時の心拍間隔の変動による縦磁化の挙動の誤差をより高精度に補正することができ、ＭＯＬＬＩ法によるＴ１値の導出精度をさらに向上させることができる。

次に、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるＴ１マッピング法の処理手順について説明する。

図５は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置によって行われるＴ１マッピング法の処理手順を示すフローチャートである。

例えば、図５に示すように、本実施形態では、まず、収集部１５ａが、縦磁化の標識を行うＩＲパルスを被検体の心拍に同期させて印加し、当該ＩＲパルスからデータ収集までの時間であるＴＩを変えながら複数回データ収集を行うことによって、複数のデータを収集する（ステップＳ１１）。

続いて、導出部１５ｂが、収集部１５ａによって収集された複数のデータと、一定の心拍間隔、又は、データ収集が行われた際に被検体から計測された心拍間隔とを用いて、ＩＲパルスが印加された心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出する（ステップＳ１２）。また、導出部１５ｂは、算出された縦磁化の大きさとＴＩとの関係に基づいて、対象組織のＴ１値を導出する（ステップＳ１３）。

そして、導出部１５ｂは、収集部１５ａによって収集された複数のデータを用いて、画素ごとにＴ１値の導出を行うことにより、Ｔ１マップを生成する（ステップＳ１４）。

上述したように、第１の実施形態によれば、ＴＩを変えながら収集された複数のデータと、一定の心拍間隔、又は、データ収集が行われた際に被検体から計測された心拍間隔とを用いて、ＩＲパルスが印加された心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出することによって、Ｔ１マッピング法によるＴ１値の導出精度を向上させることができる。

（第２の実施形態）
次に、第２の実施形態として、画像処理装置の実施形態について説明する。

図６は、第１の実施形態に係る画像処理装置の構成例を示す図である。

例えば、図６に示すように、本実施形態では、ＭＲＩ装置１００と、画像処理装置２００とが、ネットワーク３００を介して通信可能に接続されている。

ＭＲＩ装置１００は、磁気共鳴現象を利用して被検体の画像データを収集する。具体的には、ＭＲＩ装置１００は、操作者によって設定された撮像条件に基づいて各種撮像シーケンスを実行することで、被検体から磁気共鳴データを収集する。そして、ＭＲＩ装置１００は、収集した磁気共鳴データに対してフーリエ変換処理等の画像処理を施すことで、二次元又は三次元の画像データ（ＭＲ画像）を生成する。

画像処理装置２００は、ＭＲＩ装置１００によって収集された画像データを処理する。具体的には、画像処理装置２００は、ネットワーク３００を介して、ＭＲＩ装置１００から画像データを取得し、装置内又は装置外に設けられた記憶部に記憶させる。また、画像処理装置２００は、取得した画像データに対して各種画像処理を行い、画像処理を行う前又は画像処理を行った後の画像データをディスプレイ等に表示する。例えば、画像処理装置２００は、ワークステーション等のコンピュータ機器によって実現される。

具体的には、画像処理装置２００は、ネットワーク（Network：ＮＷ）インタフェース２１０と、記憶部２２０と、入力部２３０と、表示部２４０と、制御部２５０とを備える。

ＮＷインタフェース２１０は、ネットワーク３００を介して接続された他の装置と画像処理装置２００との間で送受信される各種データの伝送及び通信を制御する。具体的には、ＮＷインタフェース２１０は、制御部２５０に接続され、制御部２５０から出力される画像データを所定の通信プロトコルに準拠した形式に変換し、ＭＲＩ装置１００に送信する。また、ＮＷインタフェース２１０は、ＭＲＩ装置１００から受信した画像データを制御部２５０に出力する。例えば、ＮＷインタフェース２１０は、ネットワークカードやネットワークアダプタ、ＮＩＣ（Network Interface Controller）等によって実現される。

記憶部２２０は、各種データを記憶する。具体的には、記憶部２２０は、制御部２５０に接続され、制御部２５０から送られる命令に応じて、入力された画像データを記憶し、又は、記憶している画像データを制御部２５０に出力する。例えば、記憶部２２０は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子や、ハードディスク、光ディスク等によって実現される。

入力部２３０は、操作者から各種指示及び各種情報の入力操作を受け付ける。具体的には、入力部２３０は、制御部２５０に接続されており、操作者から受け取った入力操作を電気信号へ変換して制御部２５０へ出力する。例えば、入力部９は、トラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード、タッチパネル等によって実現される。

表示部２４０は、各種情報及び各種画像を表示する。具体的には、表示部２４０は、制御部２５０に接続され、制御部２５０から出力される画像データに基づいて、各種の形式で画像を表示する。例えば、表示部２４０は、液晶モニタやＣＲＴモニタ、タッチパネル等によって実現される。

制御部２５０は、入力部２３０を介して操作者から受け付けた入力操作に応じて、画像処理装置２００が備える各構成要素を制御する。具体的には、制御部２５０は、ＮＷインタフェース２１０から出力される画像データを記憶部２２０に記憶させる。また、制御部２５０は、記憶部２２０から読み出した画像データを表示部２４０に表示する。

例えば、制御部２５０は、ＣＰＵやＭＰＵ、ＡＳＩＣ、ＰＬＤ等の処理回路によって実現される。その場合に、制御部２５０は、１つの処理回路によって実現されてもよいし、複数の処理回路によって分散されて実現されてもよい。

以上、本実施形態に係る画像処理装置２００の構成例について説明した。このような構成のもと、本実施形態に係る画像処理装置２００は、ＭＲＩ装置１００によって収集されたデータを用いて、Ｔ１マッピング法によって対象組織のＴ１値を導出する機能を有している。

そして、本実施形態に係る画像処理装置２００は、Ｔ１マッピング法によるＴ１値の導出精度を向上させることができるように構成されている。

具体的には、本実施形態では、制御部２５０が、取得部２５１と、導出部２５２とを有する。

取得部２５１は、縦磁化の標識を行うＩＲパルスを被検体の心拍に同期させて印加し、当該ＩＲパルスからデータ収集までの時間であるＴＩを変えながら複数回データ収集を行うことによって収集された複数のデータをＭＲＩ装置１００から取得する。

具体的には、取得部２５１は、上述した第１の実施形態及び実施例で説明した収集部１５ａによるデータ収集と同様の方法で収集された複数のデータをＭＲＩ装置１００から取得する。

導出部２５２は、取得部２５１によって収集された複数のデータと、一定の心拍間隔、又は、データ収集が行われた際に被検体から計測された心拍間隔とを用いて、ＩＲパルスが印加された心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出し、算出された縦磁化の大きさとＴＩとの関係に基づいて、対象組織のＴ１値を導出する。

具体的には、導出部２５２は、上述した第１の実施形態及び実施例で説明した導出部１５ｂと同様に、対象組織のＴ１値を導出する。ここで、導出部１５ｂは、上述した実施例１と同様に、Ｔ１値を導出する際に、一定の心拍間隔を用いる場合には、例えば、操作者によって予め設定された心拍間隔や、予め被検体から計測された心拍間隔の平均値等を用いる。また、導出部１５ｂは、上述した実施例２～４と同様に、Ｔ１値を導出する際に、データ収集が行われた際に被検体から計測された心拍間隔を用いる場合には、例えば、データが収集されるごとに各データにタグ情報として付与された心拍間隔を用いる。

上述した構成によれば、第２の実施形態でも、第１の実施形態と同様に、Ｔ１マッピング法によるＴ１値の導出精度を向上させることができる。

なお、上記実施形態で説明した制御部２５０の機能は、例えば、ソフトウェアによって実現することもできる。例えば、制御部２５０の機能は、上記実施形態において制御部２５０が行うものとして説明した処理の手順を規定した画像処理プログラムをコンピュータに実行させることで、実現される。当該画像処理プログラムは、例えば、ハードディスクや半導体メモリ素子等に記憶され、ＣＰＵやＭＰＵ等の処理回路によって読み出されて実行される。また、この医用画像処理プログラムは、ＣＤ－ＲＯＭ（Compact Disc － Read Only Memory）やＭＯ（Magnetic Optical disk）、ＤＶＤ（Digital Versatile Disc）などのコンピュータ読取り可能な記録媒体に記録されて、配布され得る。

なお、上記実施形態及び実施例で説明したＴ１マッピング法は、心筋を撮像対象とする場合に限られず、例えば、脳等の他の部位を撮像対象とする場合も、同様に適用することが可能である。

また、上記実施形態及び実施例では、Ｔ１値のみを導出する場合の例を説明したが、本願が開示する技術の適用例はこれに限られない。例えば、上記実施形態及び実施例で説明した方法は、Ｔ１値やＴ２値等を含む複数種類の組織定量値を同時にデータ収集して導出するマルチパラメータマッピングに適用することも可能である。

その場合には、収集部１５ａは、Ｔ１値やＴ２値等を含む複数種類の組織定量値を導出するマルチパラメータマッピング用のパルスシーケンスを実行することによって、複数のデータを収集する。そして、導出部１５ｂは、マルチパラメータマッピング用のパルスシーケンスによって収集された複数のデータに基づいて、Ｔ１値やＴ２値等を含む複数種類の組織定量値を導出する。このとき、導出部１５ｂは、上記実施形態及び実施例で説明した方法でＴ１値を導出し、さらに、Ｔ２値等を含む他の複数種類の組織定量値を導出し、導出した各組織定量値をマッピングした定量マップを生成する。

これにより、マルチパラメータマッピングが行われる場合でも、Ｔ１値を高い精度で導出することができる。

以上のように、上記実施形態及び実施例によれば、ＰＣ－ＴＩＰ法及びＭＯＬＩＩ法のいずれの場合でも、Ｔ１マッピング法によるＴ１値の導出精度を向上させることができる。なお、上記実施形態及び実施例は、データ収集による縦磁化の回復への影響を考慮することによって、Ｔ１値の導出精度をさらに改善することも可能である。

一般的に、ＩＲパルスが印加された後の縦磁化の回復は、データ収集に伴うＲＦ磁場や傾斜磁場の印加によって影響を受けることが知られている。

図７は、データ収集による縦磁化の回復への影響を説明するための図である。

ここで、図７は、ＩＲパルスが印加された後の縦磁化の変化を示しており、縦軸が縦磁化の大きさを示し、横軸がＴＩを示している。また、図７において、破線の曲線は、ＩＲパルスが印加された後にデータ収集が行われずに自然回復した場合の縦磁化の変化を示しており、実線の曲線は、ＩＲパルスが印加された後にデータ収集が行われた場合の縦磁化の変化を示している。なお、図７に示す実線の曲線は、ＩＲパルスが印加された後に縦磁化が回復する全期間においてＲＦパルスが印加され続けた場合の例を示している。

例えば、図７に示すように、ＩＲパルスが印加された後にデータ収集が行われた場合には、データ収集が行われずに自然回復した場合と比べて、縦磁化の回復が遅れるとともに、最終的な到達点もやや小さくなる。

以下では、このようなデータ収集による縦磁化の回復への影響を考慮することによって、Ｔ１値の導出精度をさらに向上させる場合の実施例を説明する。なお、以下で説明する実施例は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００及び第２の実施形態に係る画像処理装置２００のいずれにも適用可能であるが、以下では、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置１００に適用した場合の例を説明する。

具体的には、以下の実施例では、ＭＲＩ装置１００において、導出部１５ｂが、データ収集による影響で生じる縦磁化の回復の遅れを加味して、心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出することで、対象組織のＴ１値を導出する。

より具体的には、導出部１５ｂは、ＩＲパルスが印加された心拍の間隔ごとに、データ収集による影響で生じる縦磁化の回復の遅れを加味して、縦磁化が自然回復したと想定した場合の回復時間を算出し、当該回復時間を用いて、心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出する。ここで、回復時間とは、縦磁化の回復に用いられた時間である。

（実施例５）
まず、実施例５として、ＰＣ－ＴＩＰ法への適用例について説明する。

例えば、上述したＰＣ－ＴＩＰ法の実施例では、図２において、心拍間隔（ＴＲＲ）ごとのＩＲパルスの印加及び縦磁化の回復状態を示し、図３において、不整脈等によって心拍間隔が変化した場合の縦磁化の変化を示したが、データ収集（ＡＱ）の期間中に印加されるＲＦ磁場等の影響については、部分的であるため少ないものとして無視した。しかしながら、より正確には、図７に示すように、データ収集の期間中は、縦磁化の回復が自然回復よりもやや遅れることが予想される。

そこで、本実施例では、ＰＣ－ＴＩＰ法において、このようなデータ収集による縦磁化の回復への影響を補正することによって、Ｔ１値の導出精度をさらに向上させるようにしている。

図８は、データ収集による影響を考慮した場合の縦磁化の回復曲線を示す図である。

ここで、図８では、ＩＲパルスが印加された後、所定のＴＩ（図示は省略）が経過した後にデータ収集が行われた場合の縦磁化の回復曲線を示しており、縦軸が縦磁化の大きさを示し、横軸が時間を示している。また、図８では、データ収集の期間をデータ収集時間Ｔ_aqで示し、実効シフト時間をｔ_estで示している。

例えば、図８に示すように、ＩＲパルスが印加された後、縦磁化は、曲線８１のように、データ収集が開始されるａ点までの間は自然回復する。その後、データ収集が行われるａ点～ｂ点の期間（Ｔ_aq）では、縦磁化は、曲線８２のように、曲線８１ａのように自然回復が続いた場合と比べて、遅い速さで回復する。そして、データ収集が終了したｂ点以降は、縦磁化は、図８に示す曲線８３のように、再び自然回復する。

このとき、データ収集が終了したｂ点以降の曲線８３は、自然回復が続いた場合の曲線８１ａを時間方向に平行移動したものに一致する。そして、この平行移動における移動量は、曲線８３をｂ点から時間が遡る方向に延長して、縦磁化の大きさがａ点と同じになる時刻まで遡ったｃ点と、ａ点との時間差に等しい。この時間差を、以下では、実効シフト時間ｔ_estと呼ぶ。

本実施例では、導出部１５ｂは、このような実効シフト時間ｔ_estを用いて、Ｔ１値の導出に用いられる解析式を補正することで、データ収集による縦磁化の回復への影響を補正する。

例えば、前述した実施例２では、導出部１５ｂは、収集部１５ａによってＴＩを変えながら収集された複数のデータに対して、以下の（式５）を用いてパラメータフィッティングを行うことによって、対象組織のＴ１値を導出することとした。

Ｓ_n＝Ｍ₀＊（１－２β_n＊ｅｘｐ（－ＴＩ／Ｔ１）） ・・・（式５）
β_n＝１－γ_n＊β_n-1 ・・・（式７）
γ_n＝ｅｘｐ（－ＴＲＲ_n／Ｔ１）

ここで、ＴＲＲ_nは、ｎ－１番目の心拍とｎ番目の心拍との心拍間隔であり、γ_nは、ＴＲＲ_nの間に時定数Ｔ１で縦磁化が回復する量であり、β_nは、ｎ番目の心拍で回復した縦磁化の最後の大きさのＭ₀に対する割合である。

これに対し、本実施例では、導出部１５ｂは、以下の（式１４）ように、心拍ごとに、心拍間隔ＴＲＲ_nから実効シフト時間ｔ_estを差し引くことで、縦磁化が自然回復したと想定した場合の回復時間Ｔｒｃｖ_nを算出する。

Ｔｒｃｖ_n＝ＴＲＲ_n－ｔ_est ・・・（式１４）

そして、本実施例では、導出部１５ｂは、以下の（式１５）のように、ＴＲＲ_nの代わりに回復時間Ｔｒｃｖ_nを用いてγ_nを定義したうえで、実施例２と同様に、（式５）を用いたパラメータフィッティングを行うことによって、対象組織のＴ１値を導出する。

γ_n＝ｅｘｐ（－Ｔｒｃｖ_n／Ｔ１） ・・・（式１５）

なお、本実施例で用いられる実効シフト時間ｔ_estは、データ収集の諸条件によって影響を受けると考えられる。例えば、実効シフト時間ｔ_estに影響する条件として、ＲＦパルスのフリップ角、ＲＦパルスの繰り返し時間（ＴＲ：Repetition Time）、ＲＦパルスの印加数（エンコード数）、パルスシーケンスのタイプ（ＧＲＥ（Gradient Echo）、ＳＳＦＰ（Steady State Free Precession）等）などがある。

例えば、データ収集時間Ｔ_aqは、ＲＦパルスの繰り返し時間をＴＲ、エンコード数をＮｅ、パラレルイメージングファクターをＰＩとした場合に、Ｔ_aq＝ＴＲ＊Ｎｅ／ＰＩによって表される。このため、実効シフト時間ｔ_estも、ＲＦパルスの繰り返し時間、エンコード数、及び、パラレルイメージングファクターの影響を受けることになる。

このように、実効シフト時間ｔ_estは、データ収集に関する多くのファクターの影響を受けるため、例えば、実験的に決められた値が用いられる。

ここで、実効シフト時間ｔ_estは、絶対的な時間として定義されてもよいが、例えば、より使いやすい指標として、データ収集時間Ｔ_aqに対する比率である実効時間シフトファクターα_estを導入することで、以下の（式１６）のように定義する。

ｔ_est＝Ｔ_aq＊α_est ・・・（式１６）

この場合に、α_estの値は、同じパルスシーケンスのタイプでは同一になると考えられ、ｔ_estを絶対的な時間とした場合よりも一般性の高い使用が可能と考えられる。

ここで、例えば、α_estの値は、実験的に決められた値が用いられる。例えば、ＰＣ－ＴＩＰ法の場合、α_estの値は０＜α_est＜１の範囲で設定される。

このように、実施例５では、ＰＣ－ＴＩＰ法において、データ収集による縦磁化の回復への影響を補正することによって、Ｔ１値の導出精度をさらに向上させることができる。

（実施例６）
次に、実施例６として、ＭＯＬＬＩ法への適用例について説明する。

前述したように、ＭＯＬＬＩ法では、ＴＩを変えながら収集された複数のデータに対して、以下の（式８）を用いてパラメータフィッティングを行うことによってＴ１^*が導出された後に、以下の（式９）によって、対象組織のＴ１値が導出される。

Ｓ＝Ａ－Ｂ＊ｅｘｐ（－ＴＩ／Ｔ１^*） ・・・（式８）
Ｔ１＝Ｔ１^*（Ｂ／Ａ－１） ・・・（式９）

すなわち、ＭＯＬＩＩ法では、データ収集によって縦磁化の回復が変わった（遅くなった）曲線に対してパラメータフィッティングが行われており、データ収集の影響が予め組み込まれているといえる。これは、データ収集による影響で変形した回復曲線から、自然回復する曲線へ戻しているとも解釈できる。

しかしながら、上記（式８）及び（式９）は、心拍間隔（正確にはＩＲパルスの間隔）の全ての期間でデータ収集が行われるという前提で定められており、それに対して、実際にはデータ収集は心拍間隔の一部の期間でしか行われないため、誤差が生じ得る。

例えば、図８を用いて説明すると、ＭＯＬＬＩ法では、ａ点～ｂ点の期間はデータ収集が行われるため誤差は生じないが、ａ点までの期間及びｂ点以降の期間は、縦磁化が、ＭＯＬＬＩ法で想定している回復曲線よりも速く回復している期間と解釈されることになる。そのため、ＭＯＬＬＩ法では、ａ点までの期間及びｂ点以降の期間も、回復が遅いａ点～ｂ点の期間と同様に回復曲線が回復の速い曲線へ戻されることになり、結果として、Ｔ１値が実際より小さく（回復が速い部分として）導出されてしまうことになる。これは、ＭＯＬＩＩ法がＴ１値を過小に導出（アンダーエスティメイト）すると言われている事実と良く一致する。

そこで、本実施例では、ＭＯＬＬＩ法において、このようにデータ収集による影響がない部分も影響がある部分として扱われる点を補正することによって、Ｔ１値の導出精度をさらに向上させるようにしている。

例えば、実施例５では、ＰＣ－ＴＩＰ法の場合に、データ収集による縦磁化の回復への影響が実効シフト時間ｔ_estで表されることとし、さらに、実効時間シフトファクターα_estの値を０＜α_est＜１の範囲で設定することで、データ収集による縦磁化の回復への影響を補正することとした。

これに対し、ＭＯＬＬＩ法の場合は、１回のＩＲパルスに対してデータ収集が複数回行われる。例えば、３（３）３（３）５の場合は、１回目のＩＲパルスの後に３回のデータ収集が行われ、２回目のＩＲパルスの後に３回のデータ収集が行われ、３回目のＩＲパルスの後に５回のデータ収集が行われる。

そこで、本実施例では、まず、導出部１５ｂが、上記（式８）のように、データ収集によって歪んだ回復曲線を前提としたＴ１^*を用いるのではなく、以下の（式１７）のように、自然回復を前提としたＴ１を用いた解析式を用いることとする。

Ｓ＝Ａ－Ｂ＊ｅｘｐ（－ＴＩ／Ｔ１） ・・・（式１７）

より具体的には、導出部１５ｂは、不整脈等を考慮して、以下の（式１８）～（式２０）を用いる。

Ｓ_n＝Ａ－Ｂβ_{ir_n}＊ｅｘｐ（－ＴＩ／Ｔ１） ・・・（式１８）
β_{ir_n}＝１－γ_{ir_n}＊β_{ir_n-1} ・・・（式１９）
γ_{ir_n}＝ｅｘｐ（－ＩＲ＿ＴＲＲ_{ir_n}／Ｔ１） ・・・（式２０）

そして、導出部１５ｂは、実施例５と同様に、実効時間シフトファクターα_estを導入することで、実効シフト時間ｔ_estを定義する。

ここで、ＭＯＬＬＩ法の場合は、１回のＩＲパルスに対してデータ収集が複数回行われるため、基本的には、実効時間シフトファクターα_estも複数個必要となるが、各データ収集で同じタイプのパルスシーケンスが繰り返し用いられるとすれば、各回の実効時間シフトファクターα_estは同一としてもよいと考えられる。

したがって、ＭＯＬＬＩ法において、ｎ回目のＩＲパルスが印加された心拍における実効シフト時間ｔ_est,nは、以下の（式２１）に示すように、（式１６）で表したｔ_est＝Ｔ_aq＊α_estをデータ収集の回数倍することによって定義することができる。

ｔ_est,n＝Ｔ_aq＊α_est＊ｎ・・・（式２１）

例えば、３（３）３（３）５の場合は、以下の（式２２）～（式２４）ように、各回における実効シフト時間が定義される。

ｔ_est,1＝Ｔ_aq＊α_est＊３ ・・・（式２２）
ｔ_est,2＝Ｔ_aq＊α_est＊３ ・・・（式２３）
ｔ_est,3＝Ｔ_aq＊α_est＊５ ・・・（式２４）

そして、導出部１５ｂは、実施例５と同様に、実効シフト時間ｔ_est,nを用いることで、データ収集による縦磁化の回復への影響を補正する。

すなわち、本実施例では、導出部１５ｂは、以下の（式２５）ように、心拍ごとに、ｉｒ＿ｎ回目のＩＲパルスが印加された心拍とｉｒ＿ｎ＋１回目のＩＲパルスが印加された心拍との心拍間隔ＩＲ＿ＴＲＲ_{ir_n}から実効シフト時間ｔ_est,nを差し引くことで、縦磁化が自然回復したと想定した場合の回復時間Ｔｒｃｖ_nを算出する。

Ｔｒｃｖ_n＝ＩＲ＿ＴＲＲ_{ir_n}－ｔ_est,n ・・・（式２５）

そして、本実施例では、導出部１５ｂは、以下の（式２６）のように、ＩＲ＿ＴＲＲ_{ir_n}の代わりに回復時間Ｔｒｃｖ_nを用いてγ_nを定義したうえで、上記（式１８）を用いたパラメータフィッティングを行うことによって、対象組織のＴ１値を導出する。

γ_{ir_n}＝ｅｘｐ（－Ｔｒｃｖ_n／Ｔ１） ・・・（式２６）

このように、実施例６では、ＭＯＬＬＩ法において、縦磁化の自然回復をベースに、その間にデータ収集による縦磁化の回復曲線の歪みが複数回生じると想定してＴ１値を直接求めることによって、Ｔ１値の導出精度をさらに向上させることができる。

以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、Ｔ１マッピング法によるＴ１値の導出精度を向上させることができる。

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。これらの実施形態は、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。これらの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、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。

Claims (10)

1. 縦磁化の標識を行う反転パルスを被検体の心拍に同期させて印加し、当該反転パルスからデータ収集までの時間である反転時間を変えながら複数回データ収集を行うことによって、複数のデータを収集する収集部と、
   前記複数のデータと、一定の心拍間隔、又は、前記データ収集が行われた際に前記被検体から計測された心拍間隔とを用いて、前記反転パルスが印加された心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出し、算出された縦磁化の大きさと前記反転時間との関係に基づいて、対象組織のＴ１値を導出する導出部と
   を備える、磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記導出部は、第１の心拍における縦磁化の大きさを、当該第１の心拍の前に反転パルスが印加された第２の心拍における縦磁化の大きさと、前記第１の心拍と前記第２の心拍との心拍間隔とで表した漸化式を用いて、前記縦磁化の大きさを逐次的に算出する、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記収集部は、１つの心拍ごとに前記反転パルスを印加し、１つの心拍ごとに１回データ収集を行う、
   請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記収集部は、複数の心拍ごとに前記反転パルスを印加し、１つの心拍ごとに１回データ収集を行い、
   前記導出部は、前記計測された心拍間隔を用いて、前記反転パルスが印加された心拍の間隔を算出し、算出された間隔に基づいて、前記反転パルスが印加された心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出する、
   請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記導出部は、前記計測された心拍間隔を用いて、前記反転パルスが印加されなかった心拍に対応する反転時間を算出し、算出された反転時間に基づいて、前記Ｔ１値を導出する、
   請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記収集部は、Ｔ１値を含む複数種類の組織定量値を導出するマルチパラメータマッピング用のパルスシーケンスを実行することによって、前記複数のデータを収集し、
   前記導出部は、前記複数のデータに基づいて、前記Ｔ１値を含む複数種類の組織定量値を導出する、
   請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記導出部は、前記データ収集による影響で生じる前記縦磁化の回復の遅れを加味して、前記心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出することで、前記Ｔ１値を導出する、
   請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記導出部は、前記反転パルスが印加された心拍の間隔ごとに、前記データ収集による影響で生じる前記縦磁化の回復の遅れを加味して、前記縦磁化が自然回復したと想定した場合の回復時間を算出し、当該回復時間を用いて、前記心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出する、
   請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 縦磁化の標識を行う反転パルスを被検体の心拍に同期させて印加し、当該反転パルスからデータ収集までの時間である反転時間を変えながら複数回データ収集を行うことによって収集された複数のデータを取得する取得部と、
   前記複数のデータと、一定の心拍間隔、又は、前記データ収集が行われた際に前記被検体から計測された心拍間隔とを用いて、前記反転パルスが印加された心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出し、算出された縦磁化の大きさと前記反転時間との関係に基づいて、対象組織のＴ１値を導出する導出部と
   を備える、画像処理装置。
10. 縦磁化の標識を行う反転パルスを被検体の心拍に同期させて印加し、当該反転パルスからデータ収集までの時間である反転時間を変えながら複数回データ収集を行うことによって収集された複数のデータを取得し、
    前記複数のデータと、一定の心拍間隔、又は、前記データ収集が行われた際に前記被検体から計測された心拍間隔とを用いて、前記反転パルスが印加された心拍ごとの縦磁化の大きさを逐次的に算出し、算出された縦磁化の大きさと前記反転時間との関係に基づいて、対象組織のＴ１値を導出する
    ことを含む、画像処理方法。

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