JP7237719B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。

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ＲＦ信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。磁気共鳴イメージングの分野において、組織の縦緩和時間（Ｔ１値）を定量的に画像化することができるＴ１マッピングと呼ばれる技術がある。Ｔ１マッピングに関する撮像法の一つであるインバージョンリカバリー法では、インバージョンリカバリーパルスと呼ばれる、縦磁化を反転するパルスを用いる。インバージョンリカバリー法は、インバージョンパルスの印加とデータ収集とを繰り返してインバージョンパルスからデータ収集までの時間（以下、反転時間（ＴＩ：Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｔｉｍｅ）と呼ぶ）が異なる複数のデータを得る。磁気共鳴イメージング装置は、複数のデータ各々の反転時間と複数のデータとにより、ピクセル毎にＴ１値を算出し、Ｔ１マップを得る。

Ｔ１マッピングを心臓に適用するための代表的な手法として、Ｍｏｄｉｆｉｅｄ Ｌｏｏｋ－Ｌｏｃｋｅｒ Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｒｅｃｏｖｅｒｙ（ＭＯＬＬＩ）法がある。ＭＯＬＬＩ法は、インバージョンパルスを被検体に印加後、心時相が等しくなるタイミングで複数の心拍にて撮像を行い、反転時間が異なるデータを収集する。ＭＯＬＬＩ法において、インバージョンパルスの印加は複数回行われ、それぞれのインバージョンパルスの印加前に縦磁化が充分に回復するように、データの収集の後に縦磁化の回復時間が設けられている。

ＭＯＬＬＩ法では、各画像に対応する反転時間は、撮像時の心拍数に依存する。このため、所望の反転時間においてデータが収集できずに、反転時間に対するデータの分布が偏る場合がある。撮像時の心拍数に依存する反転時間は、Ｔ１値の計測精度の低下の原因となる。また、所望の反転時間でデータの収集を行う場合、インバージョンパルスを印加する回数が増えることがある。このとき、撮像時間の延長により、息止め時間が延長し、被検体の負担となる問題がある。

図１０は、ＭＯＬＬＩ法における縦磁化の緩和曲線ＲｅＬを、心電波形とともに示す図である。図１０に示す緩和曲線ＲｅＬには、ＭＯＬＬＩ法によるデータの収集により得られた信号値の相対的な値（以下、相対信号値と呼ぶ）の時間的な変化を示している。図１０に示すように、ＭＯＬＬＩ法では、各インバージョンパルスの印加の後に複数回撮像を行うため、データ収集時におけるＲＦパルスの影響を受けて縦磁化が減衰する。データ収集時における縦磁化の減衰の影響は、例えば、図１０に示すδ_ｒｏで示されている。このため、次のデータ収集時におけるデータ（信号値）は、本来のＴ１緩和曲線よりも低い信号値となり、Ｔ１値の計測精度が低下する問題がある。

加えて、ＭＯＬＬＩ法では、データ収集時におけるＲＦパルスの影響、および縦磁化の回復時間の不足により、ＴＩの昇順に信号値が増加しないことがある。すなわち、図１０に示すように、第１反転パルスの後の反転時間ＴＩ１におけるデータの収集による相対信号値ＭＳ１は、第２反転パルスの後の反転時間ＴＩ２におけるデータの収集による相対信号値ＭＳ２より大きくなることがある。図１０において、相対信号値ＭＳ１と相対信号値ＭＳ２との差分は、δ_ｒｓで示されている。図１１は、ＭＯＬＬＩ法において収集されたデータを相対信号値として、反転時間（ＴＩ）に対してプロットした一例を示す図である。図１１に示すように、相対信号値ＭＳ２は、相対信号値ＭＳ１に比べて差分δ_ｒｓだけ小さくなり、相対信号値は、反転時間に対し単調増加とならないことがある。このため、反転時間の昇順に相対信号値が増加しないことはＴ１値の算出過程における信号値の極性反転の失敗の原因となり、Ｔ１値の算出精度が低下する問題がある。

米国特許第９２８５４４６号明細書 米国特許出願公開第２０１４／０３５０３８５号明細書 米国特許第９１２９４２４号明細書

Ｍｅｓｓｒｏｇｈｌｉ， Ｄａｎｉｅｌ Ｒ．， ｅｔ ａｌ． "Ｍｏｄｉｆｉｅｄ Ｌｏｏｋ‐Ｌｏｃｋｅｒ ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｒｅｃｏｖｅｒｙ （ＭＯＬＬＩ） ｆｏｒ ｈｉｇｈ‐ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ Ｔ１ ｍａｐｐｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ ｈｅａｒｔ．" Ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ ｍｅｄｉｃｉｎｅ ５２．１ （２００４）： １４１－１４６． Ｐｅｔｅｒ Ｋ． ａｎｄ Ｍｉｃｈａｅｌ Ｓ Ｈ． （２０１４）． Ｔ１－ｍａｐｐｉｎｇ ｉｎ ｔｈｅ ｈｅａｒｔ： ａｃｃｕｒａｃｙ ａｎｄ ｐｒｅｃｉｓｉｏｎ． Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ， ２０１４， １６：２

本発明が解決しようとする課題は、高精度なＴ１値を有するＴ１マップを生成することである。

本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、シーケンス制御部と、Ｔ１マップ生成部とを備える。
前記シーケンス制御部は、心拍又は脈拍の同期下で縦磁化の緩和曲線に沿った複数の収集タイミングで磁気共鳴信号を収集するパルスシーケンスを実行する。前記Ｔ１マップ生成部は、前記複数の収集タイミングで収集された磁気共鳴信号を用いて、Ｔ１値の分布を表すＴ１マップを生成する。
前記パルスシーケンスは、前記縦磁化の極性を反転させる第１反転パルスの印加後に印加される第２反転パルスと前記第１反転パルスとの間に含まれる複数の心拍または複数の脈拍のうち、少なくとも一つの心拍または少なくとも一つの脈拍において磁気共鳴信号を収集せず、磁気共鳴信号が収集されない心拍の次の心拍または前記磁気共鳴信号が収集されない脈拍の次の脈拍において磁気共鳴信号を収集するように設定される。

図１は、本実施形態における磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロック図である。 図２は、本実施形態におけるＴ１マップ生成処理の手順の一例を示すフローチャートである。 図３は、本実施形態におけるパルス関係の一例を反転時間とともに示す図である。 図４は、本実施形態における複数の収集パターンにそれぞれ対応する複数のＴ１シーケンスの一例を示す図である。 図５は、本実施形態における信号値の符号の回復の一例を示す図である。 図６は、本実施形態において、１０°または１３°のフリップ角を用いたＴ１シーケンスＭＩ２を異なる心拍数に対して実行した場合のＴ１値の相対誤差の一例を示す図である。 図７は、本実施形態におけるＴ１シーケンスＭＩ２における反転時間と同様な反転時間と、１０°または１３°のフリップ角と、「＊／－＊＊＊＊／＊＊／＊＊／＊」である収集パターンとを有するパルスシーケンスを異なる心拍数に対して実行した場合のＴ１値の相対誤差の一例を、比較例として示す図である。 図８は、本実施形態におけるＴ１シーケンスＭＩ２における反転時間と同様な反転時間と、１０°または１３°のフリップ角と、「＊／＊＊＊－＊／＊＊／＊＊／＊」である収集パターンとを有するパルスシーケンスを異なる心拍数に対して実行した場合のＴ１値の相対誤差の一例を、比較例として示す図である。 図９は、本実施形態において、収集パターンが「＊－／＊－＊－＊－／－＊／＊」である場合のＴ１シーケンスに関して、ある画素における相対信号値の計算結果の一例を示す図である。 図１０は、従来のＭＯＬＬＩ法における縦磁化の緩和曲線を、心電波形とともに示す図である。 図１１は、従来のＭＯＬＬＩ法において収集されたデータを相対信号値として、反転時間（ＴＩ）に対してプロットした一例を示す図である。 図１２は、本実施形態の応用例におけるＴ１マップ生成処理の一例を示す図である。 図１３は、本実施形態の応用例において、ディスプレイの表示画面に表示された入力後ＧＵＩと選択指針一覧表との一例を示す図である。 図１４は、本実施形態の応用例において、Ｔ１回復グラフの一例を示す図である。 図１５は、本実施形態の応用例において、精度心拍グラフの一例を示す図である。 図１６は、本実施形態の応用例において、精度Ｔ１グラフの一例を示す図である。 図１７は、本実施形態の応用例において、心拍数に応じた精度フリップグラフの一例を示す図である。

以下、図面を参照しながら、磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置と呼ぶ）の実施形態について説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合に行う。

（実施形態）
図１は、本実施形態におけるＭＲＩ装置１の全体構成を示すブロック図である。ＭＲＩ装置１は、静磁場磁石１０１と、傾斜磁場コイル１０３と、傾斜磁場電源１０５と、寝台１０７と、寝台制御回路（寝台制御部）１０９と、送信回路（送信部）１１３と、送信コイル１１５と、受信コイル１１７と、受信回路（受信部）１１９と、シーケンス制御回路（シーケンス制御部）１２１と、インタフェース（受付部）１２５と、ディスプレイ（表示部）１２７と、記憶装置（記憶部）１２９と、処理回路（処理部）１３１とを備える。ＭＲＩ装置１における架台１０は、静磁場磁石１０１と、傾斜磁場コイル１０３と、送信コイル１１５とを有する。また、架台１０は、静磁場磁石１０１と傾斜磁場コイル１０３との間に、中空の円筒形状のシムコイルを有していてもよい。

静磁場磁石１０１は、例えば中空の略円筒状に形成された磁石である。静磁場磁石１０１は、被検体Ｐが挿入される空間に相当するボア１１１に一様な静磁場を発生する。静磁場磁石１０１としては、例えば、超伝導磁石などが使用される。

傾斜磁場コイル１０３は、例えば中空の略円筒状に形成されたコイルである。傾斜磁場コイル１０３は、静磁場磁石１０１の内側に配置される。傾斜磁場コイル１０３は、互いに直交するＸ、Ｙ、Ｚの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成される。Ｚ軸方向は、静磁場の方向と同方向であるとする。また、Ｙ軸方向は、鉛直方向とする。Ｘ軸方向は、Ｚ軸方向およびＹ軸方向に垂直な方向とする。傾斜磁場コイル１０３は、静磁場に重畳させる傾斜磁場を発生する。具体的には、傾斜磁場コイル１０３における３つのコイルは、傾斜磁場電源１０５から個別に電流供給を受けて、Ｘ、Ｙ、Ｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。

傾斜磁場コイル１０３によって発生するＸ、Ｙ、Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、周波数エンコード用傾斜磁場（リードアウト傾斜磁場ともいう）、位相エンコード用傾斜磁場およびスライス選択用傾斜磁場を形成する。周波数エンコード用傾斜磁場は、空間的位置に応じて磁気共鳴（以下、ＭＲ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）と呼ぶ）信号の周波数を変化させるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場は、空間的位置に応じてＭＲ信号の位相を変化させるために利用される。スライス選択用傾斜磁場は、撮像断面を決めるために利用される。また、傾斜磁場コイル１０３によって発生されるＸ、Ｙ、Ｚ各軸の傾斜磁場は、グラジエントエコー法において、例えば、Ｘ－Ｙ平面上のスピンの位相を再収束させるために、傾斜磁場の方向を２回反転させた再収束パルスとして用いられる。

傾斜磁場電源１０５は、シーケンス制御回路１２１による制御のもとで、傾斜磁場コイル１０３に電流を供給する電源装置である。

寝台１０７は、被検体Ｐが載置される天板１０７１を備えた装置である。寝台１０７は、寝台制御回路１０９による制御のもと、被検体Ｐが載置された天板１０７１を、ボア１１１内へ挿入する。寝台１０７は、例えば、長手方向が静磁場磁石１０１の中心軸と平行になるように、検査室内に設置される。

天板１０７１は、受信コイル１１７が接続可能な複数のコイルポートを有する。天板１０７１には、被検体Ｐが配置される。受信コイル１１７におけるケーブルの一端に設けられたコネクタは、複数のコイルポートのうち１つのコイルポート１０７３に接続される。なお、コイルポートの設置場所は、天板１０７１に限定されず、寝台１０７または架台１０等に設けられてもよい。コイルポート１０７３からの信号線は、受信回路１１９に接続される。なお、受信コイル１１７が高周波磁場の送信機能を有する場合、図１には図示されていないが、コイルポート１０７３からの信号線は、受信回路１１９に加えて送信回路１１３にも接続される。

寝台制御回路１０９は、寝台１０７を制御する回路であり、インタフェース１２５を介した操作者の指示により寝台１０７を駆動することで、天板１０７１を長手方向、上下方向、場合によっては左右方向へ移動させる。

送信回路１１３は、シーケンス制御回路１２１の制御により、ラーモア周波数で変調された高周波パルスを送信コイル１１５に供給する。

送信コイル１１５は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置されたＲＦコイルである。送信コイル１１５は、送信回路１１３からの出力に応じて、高周波磁場に相当するＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）パルスを発生する。送信コイル１１５は、例えば、全身用コイル（以下、ＷＢ（ｗｈｏｌｅ ｂｏｄｙ）コイルと呼ぶ）である。ＷＢコイルは、送受信コイルとして使用されてもよい。また、送信コイル１１５は、１つのコイルにより形成されるＷＢコイルであってもよい。

受信コイル１１７は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置されたＲＦコイルである。受信コイル１１７は、高周波磁場によって被検体Ｐから放射されるＭＲ信号を受信する。受信コイル１１７は、受信されたＭＲ信号を受信回路１１９へ出力する。受信コイル１１７は、例えば、１以上、典型的には複数のコイルエレメントを有するコイルアレイである。なお、図１において送信コイル１１５と受信コイル１１７とは別個のＲＦコイルとして記載されているが、送信コイル１１５と受信コイル１１７とは、一体化された送受信コイルとして実施されてもよい。送受信コイルは、被検体Ｐの撮像部位に対応し、例えば、頭部コイルのような局所的な送受信ＲＦコイルである。

受信回路１１９は、シーケンス制御回路１２１の制御により、受信コイル１１７から出力されたＭＲ信号に基づいて、デジタルのＭＲ信号（以下、ＭＲデータと呼ぶ）を生成する。具体的には、受信回路１１９は、受信コイル１１７から出力されたＭＲ信号に対して各種信号処理を施した後、各種信号処理が施されたデータに対してアナログ/デジタル（Ａ／Ｄ（Ａｎａｌｏｇ ｔｏ Ｄｉｇｉｔａｌ））変換を実行する。受信回路１１９は、Ａ／Ｄ変換されたデータを標本化（サンプリング）する。これにより、受信回路１１９は、ＭＲデータを生成する。受信回路１１９は、生成されたＭＲデータを、シーケンス制御回路１２１に出力する。

シーケンス制御回路１２１は、処理回路１３１から出力された撮像プロトコルに従って、傾斜磁場電源１０５、送信回路１１３および受信回路１１９などを制御し、被検体Ｐに対する撮像を行う。撮像プロトコルは、検査に応じた各種パルスシーケンスを有する。撮像プロトコルには、傾斜磁場電源１０５により傾斜磁場コイル１０３に供給される電流の大きさ、傾斜磁場電源１０５により電流が傾斜磁場コイル１０３に供給されるタイミング、送信回路１１３により送信コイル１１５に供給される高周波パルスの大きさや時間幅、送信回路１１３により送信コイル１１５に高周波パルスが供給されるタイミング、受信コイル１１７によりＭＲ信号が受信されるタイミングなどが設定されている。

インタフェース１２５は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける回路を有する。インタフェース１２５は、例えば、マウスなどのポインティングデバイス、あるいはキーボードなどの入力デバイスに関する回路を有する。なお、インタフェース１２５が有する回路は、マウス、キーボードなどの物理的な操作部品に関する回路に限定されない。例えば、インタフェース１２５は、本ＭＲＩ装置１とは別体に設けられた外部の入力機器から入力操作に対応する電気信号を受け取り、受け取った電気信号を種々の回路へ出力するような電気信号の処理回路を有していてもよい。インタフェース１２５には、心電計、脈波計、心音計、脈波計、呼吸センサに代表される図示していない生体信号計測器、不図示の外部記憶装置およびネットワークが接続されてもよい。例えば、インタフェース１２５は、被検体Ｐに装着されたＥＣＧ電極から送出される心電波形のＲ波を処理回路１３１に出力する。

ディスプレイ１２７は、例えば、ＣＲＴディスプレイや液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、ＬＥＤディスプレイ、プラズマディスプレイ、または当技術分野で知られている他の任意のディスプレイ、モニタなどの表示デバイスである。

ディスプレイ１２７は、処理回路１３１におけるシステム制御機能１３１１による制御のもとで、画像生成機能１３１３により生成された各種ＭＲ画像、後述するＴ１シーケンス決定機能１３１５により選択されたＴ１シーケンス、Ｔ１マップ生成機能１３１７により生成されたＴ１マップ、撮像および画像処理に関する各種情報などを表示する。Ｔ１マップは、画素ごとに縦緩和時間の値（Ｔ１値）を配置させた画像である。

Ｔ１シーケンスは、心拍又は脈拍の同期下で縦磁化の緩和曲線に沿った複数のタイミングでＭＲデータを収集するパルスシーケンスであって、インバージョンパルス（以下、反転パルスと呼ぶ）からデータ収集までの反転時間（ＴＩ：Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｔｉｍｅ）の値と収集パターンとにより構成される。Ｔ１シーケンスは、例えば、心臓などの周期的な動きを示す臓器を撮像対象として実行され、Ｔ１マップの生成に関するＭＲ信号を収集するためのパルスシーケンスである。収集パターンとは、Ｔ１シーケンスにおいて縦磁化の極性を反転させる複数の反転パルスのうち初回の反転パルスの前の心拍または脈拍において実行される撮像（以下、反転前撮像と呼ぶ）と、初回の反転パルスの後の複数の心拍または脈拍のうち少なくとも１つの心拍または１つの脈拍においてＭＲデータを収集しない心拍または脈拍（以下、非読み出し期間と呼ぶ）と、縦磁化の緩和の回復を待たずに実行される複数の反転パルス（以下、未緩和ＩＲパルスと呼ぶ）と、を模式的に示す収集規則に相当する。

記憶装置１２９は、画像生成機能１３１３を介してｋ空間に充填されたＭＲデータ、画像生成機能１３１３により生成された画像データ、Ｔ１マップ生成機能１３１７により生成されたＴ１マップなどを記憶する。また、記憶装置１２９は、心拍又は脈拍と、ＭＲ信号の収集タイミングと、反転パルスとの関係（以下、パルス関係と呼ぶ）に応じた複数の収集パターンを記憶する。記憶装置１２９は、各種撮像プロトコル、撮像プロトコルを規定する複数の撮像パラメータを含む撮像条件などを記憶する。パルス関係は、Ｔ１シーケンスにおける少なくとも一つの撮像パラメータに相当する。記憶装置１２９は、処理回路１３１で実行される各種機能に対応するプログラムを記憶する。

記憶装置１２９は、例えば、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）、フラッシュメモリなどの半導体メモリ素子、ハードディスクドライブ（Ｈａｒｄ Ｄｉｓｋ Ｄｒｉｖｅ）、ソリッドステートドライブ（Ｓｏｌｉｄ Ｓｔａｔｅ Ｄｒｉｖｅ）、光ディスクなどである。また、記憶装置１２９は、ＣＤ－ＲＯＭドライブやＤＶＤドライブ、フラッシュメモリなどの可搬性記憶媒体との間で種々の情報を読み書きする駆動装置などであってもよい。

処理回路１３１は、ハードウェア資源として、図示していないプロセッサ、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ－Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）やＲＡＭなどのメモリなどを有し、本ＭＲＩ装置１を制御する。処理回路１３１は、システム制御機能１３１１、画像生成機能１３１３、Ｔ１シーケンス決定機能１３１５、Ｔ１マップ生成機能１３１７を有する。システム制御機能１３１１、画像生成機能１３１３、Ｔ１シーケンス決定機能１３１５、Ｔ１マップ生成機能１３１７にて行われる各種機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶装置１２９へ記憶されている。処理回路１３１は、これら各種機能に対応するプログラムを記憶装置１２９から読み出し、実行することで各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサである。換言すると、各プログラムを読みだした状態の処理回路１３１は、図１の処理回路１３１内に示された複数の機能等を有することになる。

なお、図１においては単一の処理回路１３１にてこれら各種機能が実現されるものとして説明したが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路１３１を構成し、各プロセッサがプログラムを実行することにより機能を実現するものとしても構わない。換言すると、上述のそれぞれの機能がプログラムとして構成され、１つの処理回路が各プログラムを実行する場合であってもよいし、特定の機能が専用の独立したプログラム実行回路に実装される場合であってもよい。

上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）或いは、特定用途向け集積回路（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Ｓｉｍｐｌｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＣＰＬＤ）、およびフィールドプログラマブルゲートアレイ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ：ＦＰＧＡ））などの回路を意味する。

プロセッサは、記憶装置１２９に保存されたプログラムを読み出し実行することで各種機能を実現する。なお、記憶装置１２９にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、寝台制御回路１０９、送信回路１１３、受信回路１１９、シーケンス制御回路１２１なども同様に、上記プロセッサなどの電子回路により構成される。また、処理回路１３１が有するシステム制御機能１３１１、画像生成機能１３１３、Ｔ１シーケンス決定機能１３１５、Ｔ１マップ生成機能１３１７は、それぞれシステム制御部、画像生成部、Ｔ１シーケンス決定部、Ｔ１マップ生成部の一例である。

処理回路１３１は、システム制御機能１３１１により、ＭＲＩ装置１における各種回路等を制御する。具体的には、処理回路１３１は、記憶装置１２９に記憶されているシステム制御プログラムを読み出してメモリ上に展開し、展開されたシステム制御プログラムに従って本ＭＲＩ装置１の各回路を制御する。例えば、処理回路１３１は、システム制御機能１３１１により、インタフェース１２５を介して操作者から入力される撮像条件に基づいて、撮像プロトコルを記憶装置１２９から読み出す。なお、処理回路１３１は、撮像条件に基づいて、撮像プロトコルを生成してもよい。処理回路１３１は、撮像プロトコルをシーケンス制御回路１２１に送信し、被検体Ｐに対する各種撮像を制御する。

処理回路１３１は、画像生成機能１３１３により、ＭＲデータをｋ空間に充填する。処理回路１３１は、ｋ空間に充填されたＭＲデータに対して例えばフーリエ変換を行うことにより、ＭＲ画像を生成する。画像生成機能１３１３、Ｔ１シーケンス決定機能１３１５、Ｔ１マップ生成機能１３１７については、後程説明する。

以上が、本実施形態におけるＭＲＩ装置１の全体構成についての概略的な説明である。以下、本実施形態に関するＴ１マップの生成に関する撮像を含む処理（以下、Ｔ１マップ生成処理と呼ぶ）について説明する。Ｔ１マップ生成処理の実行に先立って、インタフェース１２５は、不図示の心電計から被検体Ｐの心拍を取得する。なお、インタフェース１２５は、不図示の脈波計から被検体Ｐの脈拍を取得してもよい。図２は、Ｔ１マップ生成処理の手順の一例を示すフローチャートである。

（Ｔ１マップ生成処理）
（ステップＳａ１）
インタフェース１２５は、Ｔ１シーケンスにおけるパルス関係の設定を、操作者から受け付ける。例えば、インタフェース１２５は、心拍数の範囲または脈拍数の範囲と、複数の反転時間と、反転パルスの回数（以下、インバージョン回数と呼ぶ）とのうち少なくとも一つを受け付ける。インタフェース１２５は、パルス関係の設定を、処理回路１３１へ出力する。

図３は、パルス関係の一例を反転時間とともに示す図である。図３に示すように、パルス関係は、第１反転パルスＩＲ１の前の心拍において実行される反転前撮像と、第１反転パルスＩＲ１の実行後においてＭＲ信号の読み出しを実行しない（すなわちＲＦパルスを被検体Ｐに印加しない）複数の心拍にそれぞれ対応する複数の非読み出し期間と、複数の未緩和ＩＲパルスと、を有する。図３において、複数の収集タイミングは、記号「＊」で示されている。具体的には、図３に示す複数の収集タイミングは、反転前撮像を示す第１撮像Ｉ１と、反転時間ＴＩが６０ｍｓ＋ＲＲ間隔に相当する第２撮像Ｉ２と、反転時間ＴＩが６０ｍｓ＋２×ＲＲ間隔に相当する第３撮像Ｉ３と、反転時間ＴＩが６０ｍｓ＋４×ＲＲ間隔に相当する第４撮像Ｉ４と、反転時間ＴＩが９７ｍｓに相当する第５撮像Ｉ５と、反転時間ＴＩが９７ｍｓ＋ＲＲ間隔に相当する第６撮像Ｉ６と、反転時間ＴＩが１５７ｍｓに相当する第７撮像Ｉ７と、反転時間ＴＩが１５７ｍｓ＋ＲＲ間隔に相当する第８撮像Ｉ８と、反転時間ＴＩが２５３ｍｓに相当する第９撮像Ｉ９との９つである。

図３に示すように、複数の収集タイミングのうち初期の収集タイミングとして、被検体Ｐへの第１反転パルスＩＲ１の印加の前に、反転前撮像を示す第１撮像Ｉ１においてＭＲ信号を収集する。図３において、非読み出し期間は、記号「－」で示されている。図３に示す非読み出し期間は、第１反転パルスＩＲ１の直後の第２心拍のＮＩと、第５心拍のＮＩとに設定されている。図３における複数の未緩和ＩＲパルスは、第２反転パルスＩＲ２と、第３反転パルスＩＲ３と、第４反転パルスＩＲ４とに相当する。図３に示すように、図３に示すパルス関係は、４つの異なる反転時間（ＴＩ＝６０ｍｓ、ＴＩ＝９７ｍｓ、ＴＩ＝１５７ｍｓ、ＴＩ＝２５３ｍｓ）と、２つの非読み出し期間と、３つの未緩和ＩＲパルスとにより規定される。

（ステップＳａ２）
処理回路１３１は、Ｔ１シーケンス決定機能１３１５により、ステップＳａ１において受け付けた設定に基づいて、複数の収集パターンから一つの収集パターンを選択する。収集パターンを模式的に示す一例として、反転パルスを記号「／」で示し、収集タイミングを記号「＊」で示し、非読み出し期間を記号「－」で示した場合、図３に対応する収集パターンは、「＊／－＊＊－＊／＊＊／＊＊／＊」となる。処理回路１３１は、選択された収集パターンを、撮像条件の設定画面としてディスプレイ１２７に表示させる。このとき、処理回路１３１は、選択された収集パターンとともに、インタフェース１２５を介して受け付けた設定を、ディスプレイ１２７に表示させてもよい。

図４は、複数の収集パターンにそれぞれ対応する複数のＴ１シーケンスの一例を示す図である。記憶装置１２９は、複数のパルス関係の設定に対する複数の収集パターンの対応表を記憶する。なお、記憶装置１２９に記憶される複数の収集パターンは、図４に示す収集パターンに限定されない。

例えば、処理回路１３１は、複数の反転時間として、ＴＩ＝６０ｍｓ、ＴＩ＝９７ｍｓ、ＴＩ＝１５７ｍｓ、およびＴＩ＝２５３ｍｓが、インタフェース１２５を介して入力されると、図４に示す複数の収集パターンのうち、「＊／－＊＊－＊／＊＊／＊＊／＊」を示す収集パターンを選択する。また、パルス関係として、５０乃至７５ｂｐｍ（ｂｅａｔｓ ｐｅｒ ｍｉｎｉｔｅ）に対応する心拍数の範囲または脈拍数の範囲と、３のインバージョン回数とが受け付けられた場合、処理回路１３１は、Ｔ１シーケンス決定機能１３１５により、複数の収集パターンのうち、「＊－／＊－＊－＊－／－＊／＊」を示す収集パターンを選択する。

図４に示す複数のＴ１シーケンスは、反転前撮像と、後述の３つの基準のうち少なくとも一つとを有する収集パターンと、複数の反転時間の組み合わせとを有する。以下、反転前撮像と、３つの基準とについて詳述する。

（１）反転前撮像
ＭＯＬＬＩ法を用いて収集されたデータを用いたＴ１値の算出において、無限大の反転時間すなわち縦磁化の完全回復時におけるＭＲ信号の信号値を示すパラメータＡ、および反転パルスの効率（以下、インバージョン効率と呼ぶ）に１を加えたパラメータＢ’は、間接的に計算される。パラメータＡは、例えば、ＭＯＬＬＩ法の実行前における熱平衡状態の縦磁化に対応するＭＲ信号の信号値（以下、熱平衡信号値と呼ぶ）を基準とした相対信号値である。このため、Ｔ１値の計算過程において算出されるパラメータＡとパラメータＢ’とにおける計算誤差が、Ｔ１値の誤差要因となる。例えば、Ｔ１値の計算過程において、ＭＲ信号の読み出し時におけるＲＦパルスの印加による信号値の変化（以下、読み出し変化と呼ぶ）、完全回復前に反転パルスを印加すること、インバージョン効率が１でないことなどの要因がパラメータＡの値とパラメータＢ’の値とに影響を及ぼす。これにより、算出されたＴ１値に系統誤差が発生する。読み出し変化を正しく見積もるためには、ＲＦパルスの送信強度の分布を示すＢ１マップにおける複数の画素各々の画素値に相当する実効のフリップ角が必要となる。実効のフリップ角を求めるためには、例えば、ダブルアングル（ｄｏｕｂｌｅ ａｎｇｌｅ）法などの追加撮像がＭＯＬＬＩ法に加えて必要となり、撮像時間が伸びる問題がある。

一方、本実施形態におけるＴ１シーケンスにおける反転前撮像によれば、縦磁化の完全回復時に近いＭＲ信号の信号値を収集することができる。反転前撮像により収集された信号値は、熱平衡信号値に相当する。また、反転前撮像により収集された信号値は、次の反転パルスの直後において収集された信号値との関係、例えば比較に基づいて、インバージョン効率を決定するために用いられてもよい。これにより、熱平衡信号値を用いた後述のステップＳａ６の処理においてインバージョン効率の見積もりの精度が向上するため、おおよそのフリップ角であっても読み出し変化の見積もりの精度が向上する。これらのことから、後述のステップＳａ６の処理において決定されたＴ１値に対するフリップ角の影響を大幅に低減することができる。すなわち、反転前撮像により収集された信号値をＴ１値の算出に用いることにより、高い精度でＴ１値を算出することができる。

（２）第１の基準
収集タイミングとＴ１値の計算との関連性について説明する。縦磁化の緩和の物理的な過程において、ＭＲ信号の信号値（信号強度ともいう）は、反転パルスの印加後の負の値から連続的に正の値に、Ｔ１値に依存して熱平衡信号値に向かって回復する。このため、Ｔ１値の算出には、符号付の信号値が用いられる。信号値として、複数の反転時間にそれぞれ対応する複数のＭＲ画像における同一位置の画素値が用いられる。ＭＲ画像における画素値は信号値の絶対値で表わされているため、Ｔ１値の算出の前段において、複数のＭＲ画像における信号値に対して、負の符号を回復させる必要がある。

複数のＭＲ画像に亘る同一位置における複数の画素にそれぞれ対応する複数の信号値（以下、絶対値と呼ぶ）Ｆ_Ｎｉから符号が逆転している信号値を選択し、選択された信号値の符号を逆転させることで、符号付の信号値（以下、符号付信号値と呼ぶ）Ｆ_ｉを生成する。ここで、添え字ｉは、Ｔ１シーケンスの実行によってＭＲ画像が生成された順番を示す自然数（ｉ＝１，…，Ｎ）である。Ｎは、Ｔ１シーケンスの実行によって生成されたＭＲ画像の総数である。単純な方法では、絶対値が反転時間の昇順に並んでいる場合、以下に示す場合分けのように、特定のｉに相当するＮｐより前（ｉ＜Ｎｐ）に生成されたＭＲ画像における絶対値に－１をかけることにより、符号付信号値が生成される。

雑音の影響を除くと符号付信号値は反転時間に対して概ね昇順であるため、上記の方法により符号付信号値を生成することができる。しかしながら、Ｔ１シーケンスにおける反転パルスの間隔や反転時間によっては、例えば、図１１に示すように、Ｎｐ以降の絶対値は反転時間に対して昇順にならない場合もある。このような場合、誤って生成された符号付信号値を用いてＴ１値が計算されることとなり、計算されたＴ１値は、大きな計算誤差を有することとなる。

これらのことから、第１の基準として、Ｔ１シーケンスにおける複数の収集タイミングは、反転パルスの印加時点から複数の収集タイミング各々までの反転時間の昇順に沿ってＭＲ信号の信号強度が単調増加となるように設定される。また、図４における収集パターンでの記号「－」に示すように、第１の基準に従って非読み出し期間を反転パルス「／」の後に任意に設定できるため、反転時間の昇順に沿って符号付信号値が単調増加となるように符号を回復させることができ、Ｔ１値の計算精度を向上させることができる。なお、非読み出し期間において、ＭＲ信号の収集時と同様に、傾斜磁場が印加されてもよい。このとき、受信コイルにおける傾斜磁場による渦の影響を撮像時と同様に保つことができるため、撮像時における発生音のパターンをＴ１シーケンスの実行期間に亘って均一にすることができる。これにより、Ｔ１シーケンスの実行期間において、被検体Ｐに対する心理的な負担を低減することができる。

以下、第１の基準に関する収集タイミングの決定手順の一例について説明する。収集タイミングは、処理回路１３１において決定されてもよいし、本ＭＲＩ装置１とは異なる装置、例えばワークステーションなどにより予め決定されてもよい。

ある収集パターンにおいて収集される符号を伴った複数の信号強度が、複数の反転時間各々においてシミュレーション等を用いて予測される。次いで、複数の反転時間のうちある反転時間における予測値からこの反転時間より長い反転時間に対応する信号強度を差分することにより、信号強度の降下幅が計算される。計算された降下幅のうち最大値（以下、最大降下幅と呼ぶ）が、複数の反転時間各々に対して特定される。信号強度の予測に関する収集パターンでの非読み出し期間において、仮に信号を収集した場合に予測される信号強度（以下、仮予測値と呼ぶ）が、上述の手順と同様にして計算される。計算された仮予測値を用いて、上述の手順と同様にして最大値（以下、仮最大降下幅と呼ぶ）が特定される。全ての仮最大降下幅より最大降下幅が小さいか、最大降下幅が０以下となるように、複数の収集タイミングが決定される。

図４に示すＴ１シーケンスＭＩ１が低心拍数の被検体Ｐに対して実行された場合、符号付信号値はほとんどの場合で昇順になる。図５は、信号値の符号の回復の一例を示す図である。図５におけるグラフの横軸は、反転時間（ＴＩ）を示している。また、図５におけるグラフの縦軸は、ＭＲ画像における画素の信号値（画素値）を示している。図５における上段のグラフ５ＵＧは、複数の反転時間に対する、複数の反転時間各々において収集されたＭＲ信号に基づいて生成された複数のＭＲ画像における同一の画素の信号値の分布を示している。ＭＲ画像における画素値は信号値の絶対値で表わされているため、図５における上段のグラフ５ＵＧに示すように、全ての信号値は、正となる。

図５における下段のグラフ５ＤＧは、グラフ５ＵＧにおける最小の信号値の反転時間より小さい反転時間における２つの信号値を横軸に対して対称的に反転させた一例を示す図である。図５における下段のグラフ５ＤＧに示すように、複数の符号付信号値は、反転時間の増加に合わせて単調増加、すなわち反転時間の昇順に合わせて昇順となり、高い精度でＴ１値を算出ことができる。換言すれば、第１の基準に基づいたＴ１シーケンスの実行により、Ｔ１値における計算誤差を低減させることができる。

（３）第２の基準
図４において、心拍数範囲が広範囲であって、インバージョン回数が４であるＴ１シーケンスＭＩ２は、第１反転パルスの印加後の４心拍目において、非読み出し期間を有する。Ｔ１シーケンスＭＩ２の収集パターンは、図３に示すような「＊／－＊＊－＊／＊＊／＊＊／＊」である。また、Ｔ１シーケンスＭＩ２における反転時間は、小さい順に６０、９７、１５７、２５３である。第１反転パルスＩＲ１の印加後の４心拍目ＮＩにおいて読み出しすなわちＭＲ信号の収集を行った場合、高い心拍数における読み出しの間隔が短くなるため、長いＴ１値に関する計算誤差が大きくなる。このため、連続した心拍で撮像を行う場合、撮像を休止する心拍すなわち非読み出し期間をパルスシーケンスに組み込むことが、長いＴ１値を精度良く算出するために必要である。

図６は、１０°または１３°のフリップ角を用いたＴ１シーケンスＭＩ２を異なる心拍数に対して実行した場合のＴ１値の相対誤差の一例を示す図である。図６に示すように、収集パターンが「＊／－＊＊－＊／＊＊／＊＊／＊」である場合、算出されたＴ１値の相対誤差は、心拍数およびフリップ角によらず、２％以下の小さい値となる。

図７は、Ｔ１シーケンスＭＩ２における反転時間と同様な反転時間と、１０°または１３°のフリップ角と、「＊／－＊＊＊＊／＊＊／＊＊／＊」である収集パターンとを有するパルスシーケンスを異なる心拍数に対して実行した場合のＴ１値の相対誤差の一例を、比較例として示す図である。図７に示すように、収集パターンが「＊／－＊＊＊＊／＊＊／＊＊／＊」である場合、算出されたＴ１値の相対誤差は、図６に示すＴ１値の相対誤差に比べて、心拍数およびフリップ角が大きくなるに従って、大きくなる。

これらのことから、１回の反転パルスの後に４心拍以上に亘って撮像を実行する場合は、２心拍目あるいは３心拍目に読み出しを行わないことすなわち非読み出し期間を設けることの方が、Ｔ１値の算出精度が高くなる傾向になる。このような非読み出し期間が収集パターンが組み込まれていれば、他の反転パルスの後において２心拍目あるいは３心拍目に撮像を行ってもよい。

以上のことから、第２の基準として、反転パルスの印加後に続く３心拍以上または３脈拍以上に亘って撮像が実行される場合、Ｔ１シーケンスは、反転パルスの印加時点と反転パルスの印加後に実行される次の反転パルスの印加時点との間に含まれる複数の心拍または脈拍のうち、少なくとも１つの心拍又は脈拍においてＭＲデータを収集しない非読み出し期間を有する。換言すれば、第２の基準に関するＴ１シーケンスは、ある反転パルスの後に３心拍以上に亘る複数の収集に関する反転パルス（以下、撮像関連反転パルスと呼ぶ）が含まれる収集パターンにおいて、撮像関連反転パルスによる複数の収集にそれぞれ対応する複数の心拍の間に１つ以上の非読み出し期間を有する。すなわち、第２の基準は、撮像関連反転パルスに関する複数の収集に関する複数の心拍において、どこかひとつの心拍で、読み出しを行わないことにある。

（４）第３の基準
図４におけるＴ１シーケンスＭＩ２は、図３に示すように第１の反転パルスＩＲ１の直後に非読み出し期間を有する。図８は、Ｔ１シーケンスＭＩ２における反転時間と同様な反転時間と、１０°または１３°のフリップ角と、「＊／＊＊＊－＊／＊＊／＊＊／＊」である収集パターンとを有するパルスシーケンスを異なる心拍数に対して実行した場合のＴ１値の相対誤差の一例を、比較例として示す図である。図８に示すように、収集パターンが「＊／＊＊＊＊＊／＊＊／＊＊／＊」である場合、算出されたＴ１値の相対誤差は、図６に示すＴ１値の相対誤差に比べて、フリップ角が大きくなるかつ心拍数が低くなるに従って、大きくなる。すなわち、図８に示すように、心拍数が低いときの長いＴ１値の算出精度は、図６の算出精度に比べて低下している。このような算出精度の低下は、反転時間が短いときに生じやすい傾向がある。この現象は、反転時間が短い時点に関する撮像は、反転パルスの直後にＭＲ信号の収集を行わないこと、または反転パルスの直前にＭＲ信号の収集を行わないことで回避できる。

ＭＲ信号の読み出しすなわちＭＲ信号の収集による信号値の低下の直後に反転パルスを行って再び短い反転時間で撮像を行うと、ＭＲ信号の収集間隔は短くなる。このため、長いＴ１値の場合は、反転パルスの後に収集される信号値は小さくなる。従って、このような撮像では、長いＴ１値の場合に、２回目の撮像ではＴ１値の算出に用いられる新たな情報（信号値）が得られないことになる。これらのことから、長いＴ１値を精度よく計測するためには反転パルスをまたいで連続して非読み出し期間を含む収集パターンが好適である。

以上のことから、第３の基準として、反転パルスの直前の心拍または脈拍において、または反転パルスの直後の心拍または脈拍において、Ｔ１シーケンスは、ＭＲデータを収集しない非読み出し期間を有する。なお、第３の基準として、上記内容に加えて、Ｔ１シーケンスは、短い間隔、例えば５心拍以下または５脈拍以下の間隔で、反転パルスを被検体Ｐに印加してもよい。

第３の基準により、縦磁化が完全に回復する前に反転パルスが印加されるような、短い反転時間を有する収集パターンを設定することができる。縦磁化が完全に回復する前における反転パルスの実行により、この反転パルスの前後におけるＭＲ信号の２収集の間の時間間隔に相当する反転時間でＭＲ信号を収集を行ったときと同様な情報（信号値）を得ることができる。縦磁化の回復を待ってからＭＲ信号の収集を行うＭＯＬＬＩ法などの通常の収集法では、長いＴ１値を精度良く算出するためには、長い反転時間でのＭＲ信号の収集が必要である。一方、本実施形態における収集パターンのように、縦磁化が完全に回復する前に反転パルスを印加する場合、実施の収集に関する反転時間が短くても、長いＴ１値を精度良く算出することができる。

（ステップＳａ３）
インタフェース１２５を介してパルス関係の設定の変更指示が入力されると、処理回路１３１は、Ｔ１シーケンス決定機能１３１５により、ステップＳａ１の処理およびステップＳａ２の処理を繰り返す（ステップＳａ３のＹｅｓ）。インタフェース１２５を介してパルス関係の設定の決定指示が入力されると、処理回路１３１は、選択された収集パターンと受け付けた設定とを用いて、Ｔ１シーケンスを決定する。なお、処理回路１３１は、被検体の心拍数、造影剤使用の有無、心拍変動の頻度などを含む撮像条件に基づいて、自動的にＴ１シーケンスを決定してもよい。

例えば、ステップＳａ１で受け付けた設定として、ＴＩ＝６０ｍｓ、ＴＩ＝１７０ｍｓ、およびＴＩ＝４８２ｍｓがインタフェース１２５を介して入力され、「＊－／＊－＊－＊－／－＊／＊」を示す収集パターンが選択された場合、処理回路１３１は、決定指示の入力により、以下に示すようなＴ１シーケンスを決定する。
収集パターン：＊－／＊－＊－＊－／－＊／＊
反転時間ＴＩの値
・第１反転パルス前の第１撮像におけるＴＩ：４８２ｍｓ（ＴＩ＝∞に相当）
・第１反転パルス後の第２撮像におけるＴＩ：４８２ｍｓ
・第２撮像後の第３撮像におけるＴＩ：（４８２＋２×ＲＲ間隔）ｍｓ
・第３撮像後の第４撮像におけるＴＩ：（４８２＋４×ＲＲ間隔）ｍｓ
・第２反転パルス後の第５撮像におけるＴＩ：（１７０＋ＲＲ間隔）ｍｓ
・第３反転パルス後の第６撮像におけるＴＩ：６０ｍｓ

処理回路１３１は、決定されたＴ１シーケンスを、シーケンス制御回路１２１に出力する。ＭＲ信号の読み出し前に横磁化を消去するスポイラーパルス（ｓｐｏｉｌｅｒ ｐｕｌｓｅ）を有するＦＦＥ（Ｆａｓｔ Ｆｉｅｌｄ Ｅｃｈｏ）シーケンス、すなわちスポイルドグラジエントエコー（ｓｐｏｉｌｅｄ ｇｒａｄｉｅｎｔ ｅｃｈｏ）法が、Ｔ１シーケンスにおける撮像法として用いられる。スポイラーパルスとして、グラジエントスポイラーまたはＲＦスポイラーが用いられる。以下、「＊－／＊－＊－＊－／－＊／＊」を示す収集パターンを有するＴ１シーケンスが、シーケンス制御回路１２１により実行されるものとして説明する。

（ステップＳａ４）
シーケンス制御回路１２１は、選択された収集パターンと受け付けた設定とを用いたＴ１シーケンスに従って、心拍の同期（心電同期）または脈拍の同期のもとで、被検体Ｐに対して撮像を実行する。処理回路１３１は、決定されたＴ１シーケンスに従って、複数の反転時間各々に対応するＭＲ信号を収集する。

（ステップＳａ５）
処理回路１３１は、画像生成機能１３１３により、収集されたＭＲ信号を用いて複数の反転時間各々に対応するＭＲ画像を生成する。生成されたＭＲ画像は、反転時間と対応付けられて、記憶装置１２９に記憶される。ＭＲ画像における複数の画素各々の画素値は、画素に対応する位置における縦磁化の大きさを反映した信号強度に対応する。

（ステップＳａ６）
処理回路１３１は、Ｔ１マップ生成機能１３１７により、Ｔ１シーケンスにおける撮像条件と、Ｔ１値をパラメータとして用いて縦磁化の変化をシミュレートするモデルとを用いて、複数の反転時間各々に対応する信号値と複数のＭＲ画像各々における画素値との差が最小となるように、Ｔ１値を決定する。これにより、処理回路１３１は、ＭＲ画像におけるＴ１値の決定を画素ごとに実行する。

具体的には、処理回路１３１は、Ｔ１マップ生成機能１３１７により、黄金分割法などの各種最適化手法を用いて、Ｔ１値を最適化における変数（未知数）とした目的関数の値を最小にするようなＴ１値を、画素ごとに決定する。目的関数におけるパラメータは、素朴には、熱平衡信号値Ａ、インバージョン効率Ｂ、およびＴ１値の３つである。後程説明するように、熱平衡信号値Ａおよびインバージョン効率Ｂは算出されたＴ１値から算出可能であるため、目的関数におけるパラメータは、実質的には、Ｔ１値の１変数となる。以下、目的関数について説明し、次いでモデルについて説明する。

ＭＲ信号の信号値ｆ_ｉは、モデルを用いた簡易的なシミュレーションにより計算された画素ごとの相対信号値ｇ_ｉを用いて、以下の式（１）で表される。

ここで、ｇ_ｉはｉ番目のＭＲ画像の収集の時点において、モデルを用いた簡易的なシミュレーションにより計算された画素ごとの相対信号値（縦磁化が完全に緩和した状態で撮像したときの信号値を１に正規化したときの信号値）、ｔ_ｉはｉ番目のＭＲ画像の収集時点における反転時間、Ｔ_ＩＲｉはｉ番目のＭＲ画像の収集前に反転パルスを印加するとき、この反転パルスと次の反転パルスとの間の時間間隔である。なお、反転パルスを伴わない場合のＭＲ画像の収集時は、Ｔ_ＩＲｉ＝０とする。

式（１）を（ｉ＝１，…，Ｎ）に対して列ベクトルとしてまとめると、以下の式（２）のように表わされる。

インバージョン効率Ｂが１．０と０．９との間で線形に変化すると仮定すると、式（１）は、変数ｃとｄとを用いて以下のように表される。

ここで、ｃ＝Ａｂ、ｄ＝Ａ（１－ｂ）＝Ａ－Ａｂ＝Ａ－ｃである。変数ｂとインバージョン効率Ｂとは、ｂ＝０のときＢ＝１．０、ｂ＝１のときＢ＝０．９の線形関係にあるため、Ｂ＝１．０－０．１ｂと表される。また、ｄ＝Ａ－ｃ＝ｃ／ｂ－ｃであるため、ｂ＝ｃ／（ｃ＋ｄ）となる。このため、Ａ＝ｃ＋ｄ、Ｂ＝１．０－０．１ｃ／（ｃ＋ｄ）である。また、ｃおよびｄは、ｃ＝１０Ａ－１０ＡＢ、ｄ＝Ａ－ｃ＝－９Ａ＋１０ＡＢと表わせる。ここで、

とおき、ｐ_ｉおよびｑ_ｉを（ｉ＝１，…，Ｎ）に亘って列ベクトルとしてまとめると、式（２）は以下の式（３）で表される。

式（３）を変形すると、以下の式（４）が得られる。

式（４）の両辺にインバージョン効率の代表値Ｂ_ｆｉｘを用いた

を加えて変形すると

式（５）における行列Ｈは、Ｔ１シーケンスの実行により生成されたＭＲ画像の画素値をＦ_ｉとすると、Ｆ_ｉを縦に並べた列ベクトル（以下、実測ベクトルと呼ぶ）

を用いて、以下のように表わせる。

線形最適化の公式により、式（５）の方程式におけるパラメータ

の推定値は、以下の式（６）で表される。

ここで、λ_Ｂ ^２は、正則化パラメータである。式（６）で得られるパラメータν_１（Ｔ_１）およびν_２（Ｔ_２）は、以下の式（７）を最小化することにより得られる。

式（７）におけるｗは、以下の式で定義される。

式（７）における次元を信号値の２乗とするために、式（７）の両辺にＡ^２
を乗じると、以下の式が得られる。

式（８）における右辺はＴ１値のみの関数となっている。このため、処理回路１３１は、Ｔ１マップ生成機能１３１７により、式（８）の右辺を最小にするＴ１値を計算することで、Ｔ１の推定値

を算出することができる。Ｔ１値の推定値が得られたとき、処理回路１３１は、Ｔ１マップ生成機能１３１７により、熱平衡信号値Ａおよびインバージョン効率Ｂの推定値

を、

の計算により求めることができる。モデルを用いた簡易的なシミュレーションの結果である相対信号値ｇ_ｉを式（３）に適用した結果の信号値

は、

と表される。実測ベクトルとシミュレーション結果の信号値との差分

と、パラメータＢに対するペナルティ項とを用いて、目的関数ｓ’は、以下の式（９）で定義される。

処理回路１３１は、Ｔ１マップ生成機能１３１７により、式（９）を用いてＴ１値の計算を実行する。式（９）において、ペナルティ項における正則化パラメータλ_Ｂの値は、例えば０．０５、インバージョン効率の代表値Ｂ_ｆｉｘの値は、例えば０．９３である。正則化パラメータλ_Ｂの値として１などの大きな値を用いると、パラメータＢはほぼＢ_ｆｉｘの値に固定され、処理回路１３１は、２変数（熱平衡信号値ＡおよびＴ１値）での推定を行うことができる。このとき、Ｔ１値の計算において、Ｂ_ｆｉｘの値の使用による系統誤差が増加するが、雑音に対する安定性は向上する。なお、熱平衡信号値Ａは反転前撮像により収集されたＭＲ信号の信号値により概ね決定されるため、式（９）に示すように、目的関数ｓ’における完全に自由なパラメータはＴ１値のみとなる。

以下、相対信号値ｇ_ｉの算出に用いるモデルによる簡易的なシミュレーションについて説明する。Ｔ１シーケンスにおける撮像として定常状態歳差運動（Ｓｔｅａｄｙ－Ｓｔａｔｅ Ｆｒｅｅ Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ：ＳＳＦＰ）を用いる場合には、１画素または１ボクセルに含まれるスピンの挙動が複雑になる。このため、どのような信号値が計測されるかを正確に求めるためには複雑な計算が必要となる。しかしながら、Ｔ１シーケンスとしてスポイルドグラジエントエコー法を用いる場合、ＲＦパルスの印加に続くＭＲ信号の読み出しの後、次のＲＦパルスの印加の前に横磁化を消すスポイラーパルスが印加されるため、横磁化は０となる。このため、処理回路１３１は、Ｔ１マップ生成機能１３１７において、比較的単純な計算で、反転時間ごとのＭＲ信号の信号値を計算することができる。Ｔ１シーケンスの実行期間に亘るＭＲ信号の信号値の計算において、以下に示す複数のパラメータが必要である。

・Ｔ１シーケンス（収集パターンと収集タイミング（複数の反転パルス各々に関する撮像時の反転時間の値））
・複数の反転パルスにおいて隣接する反転パルスの時間間隔
・心拍のトリガの間隔
Ｔ１シーケンスの実行時においては心電波形におけるＲ波をトリガとして用いる。通常Ｒ波の間隔は一定ではないがＲ波のリズムが一定であると仮定すると、処理回路１３１は、Ｔ１マップ生成機能１３１７により、被検体Ｐの心拍数からトリガの間隔を決定することができる。
・エコー時間（ＴＥ：ｅｃｈｏ ｔｉｍｅ）
・繰り返し時間（ＴＲ：ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｔｉｍｅ）
・フリップ角（ＦＡ：ｆｌｉｐ ａｎｇｌｅ）
・位相エンコードのステップ（ｐｈａｓｅ ｅｎｃｏｄｉｎｇ ｓｔｅｐ）数
・インバージョン効率Ｂ
・Ｔ１値（撮像対象のパラメータであって、シミュレーション時の初期値）

本シミュレーションにおいて、図３、図４に示すように、収集タイミング同士の間隔、非読み出し期間同士の間隔、および収集タイミングと非読み出し期間との間隔は、トリガの間隔に等しいものとする。

本シミュレーションにおける撮像シーケンスとして、スポイラーパルスを伴うＦＦＥ（スポイルドグラジエントエコー）を、一例として想定する。ここで、スポイラーパルスの印加後において、横磁化は完全に消失していると仮定する。加えて、Ｔ１シーケンスにおける一連の撮像において、ＭＲ信号の読み出しに関するシーケンスは、同じものを用いるものと仮定する。ＭＲ信号の読み出しに関するシーケンスは、例えば、ｋ空間におけるＭＲデータの配置に関するスキャンシーケンスであって、例えば、セントリックオーダー（ｃｅｎｔｒｉｃ ｏｒｄｅｒ）法である。ｋ空間の中心がＭＲ画像のコントラストに最も寄与するため、セントリックオーダー法により得られたＭＲ画像の画素値を式（９）の目的関数に用いることで、インバージョン効率Ｂの推定精度が向上する。なお、ＭＲ信号の読み出しに関するシーケンスは、セントリックオーダー法に限定されず、例えば、シーケンシャルオーダー法、ラジアルスキャンなどの他のスキャンシーケンスを用いてもよい。上記仮定により、Ｔ１シーケンスの実行により得られたＭＲ画像の画素値は、縦磁化に比例する。以下、定常状態（無限遠時刻）でのＭＲ信号の信号値すなわち熱平衡信号値を１として、信号値の大きさを相対的なもの（相対信号値）として表わすこととする。以下、本シミュレーションにおける信号値の各種変化（以下、信号変化と呼ぶ）のモデルについて説明する。

（１）Ｔ１値に依存する縦磁化の減衰
ある時刻における信号値がｓ（０）であるとき、ある時刻から時間ｔだけ経過後の信号値ｓ（ｔ）は、以下の式により表される。

(２)安定化パルスによる信号減衰
安定化パルスとは、撮像時における最初のＲＦパルスの印加直前であってＭＲ信号の安定化のために、撮像ごとに被検体Ｐに印加される複数のＲＦパルスである。すなわち、安定化パルスは、Ｔ１シーケンスにおける複数の収集各々におけるＲＦパルスの印加前に、被検体Ｐに印加される。１つの撮像において用いられる安定化パルスの印加回数Ｎ_ｄは、Ｔ１シーケンスにおける複数の収集に亘って一定であるものとする。なお、ＭＲ信号の収集時点において、安定化パルスを実行しない場合、本項目による信号減衰の見積もりは不要となる。

上述のように、処理回路１３１は、Ｔ１マップ生成機能１３１７により、本シミュレーションにおいて無限遠時刻での信号値を１として計算を実行する。処理回路１３１によるシミュレーションの結果を目的関数の式（９）に適用する場合、無限遠時刻においてＭＲ信号を仮に行った場合に測定される信号値を１に規格化した方が、実測値との整合性の観点等から都合がよい。このため、処理回路１３１は、無限遠時刻での熱平衡信号値である１と無限遠時刻において仮に測定した場合の信号値との比（１／Ｓ_Ｎｄ）をＭＲ信号の収集各々においてシミュレーションにより計算された信号値（以下、シミュレーション計算値と呼ぶ）に乗ずる。シミュレーション計算値と上記比との乗算値ｓ”は、シミュレーション計算値Ｓ_ｃと上記比とを用いて、Ｓ”＝Ｓ_ｃ／Ｓ_Ｎｄと表せる。安定化パルスの印加前の信号値をｓ_ｊとすると、フリップ角αによる縦磁化の減衰により信号値は、ｓ_ｊ×ｃｏｓ（α）となる。その後、繰り返し時間Ｔ_Ｒの経過後、再び安定化パルスが印加される。一方、繰り返し時間Ｔ_Ｒの間の信号変化は、

である。このため、安定化パルスの印加直後から繰り返し時間Ｔ_Ｒまでの信号変化は、

と表される。式（１２）に示す信号変化は、１つの撮像において安定化パルスの印加回数Ｎ_ｄに亘って繰り返される。このため、無限遠時刻において仮に測定した場合、ｓ_ｊ＝ｓ_０＝１として式（１２）をＮ_ｄ回に亘って繰り返して計算することで、Ｎ_ｄ回に亘る安定化パルスの印加後の信号値Ｓ_Ｎｄが得られる。なお、Ｎ_ｄ回に亘る安定化パルスの印加後の信号値は、安定化パルスの印加回数、繰り返し時間、およびフリップ角に応じて処理回路１３１により計算されてもよいし、安定化パルスの印加回数、繰り返し時間、およびフリップ角に応じた対応表の形式で記憶装置１２９に記憶されていてもよい。

（３）反転パルスによる信号変化
反転パルスにより、縦磁化は、インバージョン効率Ｂを用いて－Ｂ倍される。

（４）ＭＲ信号の読み出しによる信号変化
ＲＦパルスの印加を伴うＭＲ信号の読み出し期間における信号変化は、安定化パルスの印加期間における信号変化を示す式（１２）と同じである。このため、式（１２）においてｊ＝０の時のｓ_０をＭＲ信号の読み出し前の信号値とすると、位相エンコードのステップ数が６０である場合、読み出し直後すなわち１つの撮像終了後における信号値は、ｓ_６０となる。このとき、式（１２）は信号値をｓ_ｊに関する漸化式となっているため、ｓ_６０を算出するためには、６０回に亘って式（１２）を再帰的に計算する必要がある。処理回路１３１における計算の高速化のために、例えば、以下に示す近似式ｆ（ｘ）を用いて、ｓ_６０を算出してもよい。

式（１３）におけるｆ（ｘ）は、読み出し前の信号値ｓ_０をｆ（０）、フリップ角をαとしたとき、時間ｘの後の信号値である。なお、式（１３）は、安定化パルスによる信号減衰の算出に用いられてもよい。また、Ｔ１シーケンスにおける撮像としてＳＳＦＰを用いる場合には、上記モデルをＳＳＦＰにおける縦磁化の変化に合わせて変更することで、相対信号値ｇ_ｉが算出される。

本ステップＳａ６の処理をまとめると、処理回路１３１は、Ｔ１マップ生成機能１３１７により、縦磁化の緩和過程における縦磁化の変化と、反転パルスによる縦磁化の変化と、ＭＲ信号の収集に用いられるＲＦパルスによる縦磁化の変化と、ＲＦパルスの印加直前であってＭＲ信号の安定化のために被検体に印加される安定化パルスによる縦磁化の変化とを算出するモデルに基づいて、複数の収集タイミングにおけるＭＲ信号の信号値を計算する。次いで、処理回路１３１は、複数の収集タイミングで収集されたＭＲ信号に基づいて生成された複数のＭＲ画像における画素値に、計算された信号値を整合させるようにＴ１値を算出する。具体的には、処理回路１３１は、式（１０）、式（１３）、反転パルスによる信号変化を区分的に用いて、Ｔ１シーケンスの実行による信号値を、画素ごとに算出する。

より詳細には、処理回路１３１は、Ｔ１マップ生成機能１３１７により、Ｔ１シーケンスの実行に関する撮像パラメータおよびＴ１シーケンスにおける収集パターンに基づいて、Ｔ１シーケンスの実行期間における信号変化の過程を、（１）Ｔ１値に依存する縦磁化の減衰、（２）安定化パルスによる信号減衰、（３）反転パルスによる信号変化、および（４）ＭＲ信号の読み出しによる信号変化に従って時間的に区分する。次いで、処理回路１３１は、区分された範囲各々において、式（１０）、式（１３）等を用いて、縦磁化の変化を計算する。これにより、処理回路１３１は、Ｔ１シーケンスの実行期間に亘って時間的に変化する信号値を算出する。次いで、処理回路１３１は、複数の反転時間各々において、対応する画素値（あるいは符号付信号値、あるいは符号付信号値を熱平衡信号値で正規化した値）と算出された信号値とを比較することにより、両者が整合するＴ１値を決定する。すなわち、処理回路１３１は、目的関数ｓ’の値（以下、関数値と呼ぶ）が最小となるように、Ｔ１値を決定する。

図９は、収集パターンが「＊－／＊－＊－＊－／－＊／＊」である場合のＴ１シーケンスに関して、ある画素における相対信号値の計算結果の一例を示す図である。図９に示すように、第１反転パルスＩＲ１の２心拍前に実行される第１撮像Ｉ１すなわち反転前撮像の反転時間は、事実上無限大に相当する。第１撮像Ｉ１により生成された第１ＭＲ画像の画素値は、式（９）の目的関数ｓ’の右辺におけるベクトルＦの成分Ｆ_１に相当する。また、図９に示す第１反転パルスＩＲ１の後の第２撮像Ｉ２の反転時間は、４８２ｍｓである。第２撮像Ｉ２により生成された第２ＭＲ画像の画素値は、式（９）におけるベクトルＦの成分Ｆ_２に相当する。第２撮像Ｉ２の後の第３撮像Ｉ３の反転時間は、（４８２＋２×ＲＲ間隔）ｍｓである。第３撮像Ｉ３により生成された第３ＭＲ画像の画素値は、式（９）におけるベクトルＦの成分Ｆ_３に相当する。第３撮像Ｉ３の後の第４撮像Ｉ４の反転時間は、（４８２＋４×ＲＲ間隔）ｍｓである。第４撮像Ｉ４により生成された第４ＭＲ画像の画素値は、式（９）におけるベクトルＦの成分Ｆ_４に相当する。第２反転パルスＩＲ２の後の第５撮像Ｉ５の反転時間は、（１７０＋ＲＲ間隔）ｍｓである。第５撮像Ｉ５により生成された第５ＭＲ画像の画素値は、式（９）におけるベクトルＦの成分Ｆ_５に相当する。第３反転パルスＩＲ３の後の第６撮像Ｉ６の反転時間は、６０ｍｓである。第６撮像Ｉ６により生成された第６ＭＲ画像の画素値は、式（９）におけるベクトルＦの成分Ｆ_６に相当する。

ｋ空間の中心行すなわちｋｙ＝０におけるＭＲ信号がＭＲ画像におけるコントラストの中心に最も寄与する。このため、目的関数の計算に用いられるｇ_ｉとして、例えば、複数の収集各々においてｋ空間の中心行すなわちｋｙ＝０におけるＭＲ信号の収集時点（以下、中心収集時点と呼ぶ）の相対信号値が用いられる。例えば、図９に示す第１乃至第６撮像に用いられるスキャンシーケンスとしてセントリックオーダー法が用いられる場合、目的関数の計算に用いられるｇ_１乃至ｇ_６として、例えば、図９に示すように、撮像の開始時点での相対信号値が用いられる。なお、複数のｇ_ｉは、中心収集時点の相対信号値に限定されず、複数の収集各々における撮像時間において任意の時点の相対信号値がｇ_ｉとして用いられてもよい。Ｆ_１乃至Ｆ_６および図９に示すｇ_１乃至ｇ_６は、目的関数の値である関数値を計算するために用いられる。処理回路１３１は、関数値が最小となるように、すなわち目的関数の値が最小となるように、Ｔ１値を決定する。Ｔ１値の決定は、画素ごとに実行される。

（ステップＳａ７）
処理回路１３１は、Ｔ１マップ生成機能１３１７により、画素ごとに決定されたＴ１値を用いて、Ｔ１マップを生成する。処理回路１３１は、生成されたＴ１マップを、ディスプレイ１２７に表示する。ステップＳａ５およびステップＳａ６の処理をまとめると、処理回路１３１は、複数の収集タイミングで収集されたＭＲ信号を用いて、Ｔ１値の分布を表すＴ１マップを生成し、生成されたＴ１マップをディスプレイ１２７に表示する。

以上に述べた構成によれば、以下に示す効果を得ることができる。
本実施形態におけるＭＲＩ装置１によれば、心拍又は脈拍の同期下で縦磁化の緩和曲線に沿った複数の収集タイミングでＭＲ信号を収集するパルスシーケンスを実行し、複数の収集タイミングで収集されたＭＲ信号を用いて、Ｔ１値の分布を表すＴ１マップを生成し、当該パルスシーケンスにおいて、縦磁化の極性を反転させる反転パルスの印加後に続く複数の心拍又は脈拍のうち、少なくとも１つの心拍又は脈拍において磁気共鳴信号を収集しないことを実行することができる。すなわち、本ＭＲＩ装置１によれば、縦磁化の極性を反転させる第１反転パルスの印加後に印加される第２反転パルスと第１反転パルスとの間に含まれる複数の心拍または複数の脈拍のうち、少なくとも一つの心拍または少なくとも一つの脈拍において磁気共鳴信号を収集せず、磁気共鳴信号が収集されない心拍の次の心拍または磁気共鳴信号が収集されない脈拍の次の脈拍において磁気共鳴信号を収集することができる。

また、本ＭＲＩ装置１によれば、パルスシーケンスに関して、心拍又は脈拍と、収集タイミングと、第１反転パルスと、第２反転パルスとの関係に関する設定を、操作者から受け付けることができる。本ＭＲＩ装置１によれば、シーケンス制御部（シーケンス制御回路）により実行されたパルスシーケンスにおける、心拍又は脈拍と、収集タイミングと、第１反転パルスと、第２反転パルスとの関係に応じて、Ｔ１マップにおける各画素のＴ１値を算出することができる。本ＭＲＩ装置１によれば、第２反転パルスは、第１反転パルスの印加後において、縦磁化が完全に回復する前に第２反転パルスを印加することができる。本ＭＲＩ装置１によれば、パルスシーケンスにおいて、複数の収集タイミングのうち初期の収集タイミングとして、第１反転パルスの印加の前にＭＲ信号を収集することができる。

また、本ＭＲＩ装置１によれば、パルスシーケンスにおける複数の収集タイミングを、第１反転パルスの印加時点から複数の収集タイミング各々までの反転時間の昇順に沿って、符号が付与されたＭＲ信号の信号値が単調増加となるように設定することができる。本ＭＲＩ装置１によれば、パルスシーケンスの実行において、第１反転パルスの印加後に続く３心拍または３脈拍以上に亘って撮像が実行される場合、第１反転パルスの印加時点と第２反転パルスの印加時点との間に含まれる複数の心拍または複数の脈拍のうち、少なくとも１つの心拍又は少なくとも１つの脈拍においてＭＲ信号を収集しないことができる。本ＭＲＩ装置１によれば、パルスシーケンスの実行において、第１反転パルスの直前の心拍または脈拍において、または第１反転パルスの直後の心拍または脈拍において、ＭＲ信号を収集しないことができる。本ＭＲＩ装置１によれば、パルスシーケンスの実行において、５心拍以下または５脈拍以下の間隔で、第１反転パルスを印加することができる。

また、本ＭＲＩ装置１によれば、縦磁化の緩和過程における縦磁化の変化と、第１反転パルスおよび第２反転パルスによる縦磁化の変化と、ＭＲ信号の収集に用いられるＲＦパルスによる縦磁化の変化と、ＲＦパルスの印加直前であってＭＲ信号の安定化のために被検体に印加されるパルスによる縦磁化の変化とを算出するモデルに基づいて、複数の収集タイミングにおけるＭＲ信号の信号値を計算し、収集されたＭＲ信号に基づいて生成された複数のＭＲ画像における画素値に、計算された信号値を整合させるようにＴ１値を算出することができる。

以上のことから、本実施形態におけるＭＲＩ装置１によれば、画像の読み出し（ＭＲ信号の収集）による信号値の時間変化、および縦磁化の完全回復前に反転パルスの印加を行う効果などを上記シミュレーションに取り入れて計算が実行されるため、図４に示すようなＴ１シーケンスの実行により収集されたＭＲ信号に基づく複数のＭＲ画像を用いて、Ｔ１値を算出することができる。これにより、本ＭＲＩ装置１によれば、息止め時間を延長することなく短い息止め時間すなわち短時間で、高精度にＴ１値を決定することができる。加えて、本ＭＲＩ装置１によれば、例えば図４に示すように、広い範囲の心拍数に対してＴ１値を決定することができる。また、本ＭＲＩ装置１によれば、反転前撮像によりＴ１値の計算に用いられる信号値の数を増やすことができ、高精度にＴ１値を決定することができる。

本実施形態の適用例として、本ＭＲＩ装置１の技術的思想をクラウド等で実現する場合には、インタネット上のサーバーは、例えば図１の構成図における記憶装置１２９および処理回路１３１を有するものとなる。このとき、Ｔ１マップ生成機能１３１７等は、当該機能を実行するプログラム（医用処理プログラム）をサーバーの処理回路１３１にインストールし、これらをメモリ上で展開することによって実現される。また、本実施形態に記載のＴ１マップ生成処理は、磁気共鳴イメージング方法として実現することもできる。

（応用例）
応用例と実施形態との主な相違は、Ｔ１マップ生成処理の手順におけるステップＳａ１乃至ステップＳａ３で実行される処理にある。以下、ステップＳａ１乃至ステップＳａ３における処理内容とそれぞれ相違する処理（ステップＳｂ１乃至ステップＳｂ３）について説明する。図１２は、本実施形態の応用例におけるＴ１マップ生成処理の一例を示す図である。

（ステップＳｂ１）
処理回路１３１は、Ｔ１シーケンス決定機能１３１５により、記憶装置１２９に記憶された複数の収集パターンのうち操作者に推奨される収集パターン（以下、推奨パターンと呼ぶ）を特定するために用いられる情報（以下、設定情報と呼ぶ）を入力するための入力画面を、例えばグラフィカルユーザインタフェース（ＧＵＩ）としてディスプレイ１２７に表示させる。設定情報は、パルスシーケンス（Ｔ１シーケンス）の設定に関する少なくとも一つの設定パラメータを有する。設定パラメータは、例えば、パルスシーケンスにおけるＲＦパルスのフリップ角、撮像対象に関するＴ１値（以下、対象Ｔ１値と呼ぶ）などである。ＧＵＩには、設定パラメータの入力項目が設けられる。なお、入力画面には、反転パルス、収集タイミング、非読み出し期間などを任意に調整可能なＧＵＩを有していてもよい。この場合、収集パターンは、操作者の所望に応じて、任意に調整可能となる。

なお、設定情報は、心拍数または脈拍数を入力項目としてさらに有していてもよい。入力項目としての心拍数または脈拍数は、単一の値に限定されず、上限値と下限値とで規定される心拍数範囲または脈拍数範囲であってもよい。以下、説明を具体的にするために、設定情報は、心拍数（ｂｐｍ）、対象Ｔ１値（ｍｓ）、フリップ角（度）を、複数の入力項目として有するものとする。

インタフェース１２５は、心電計から被検体Ｐの心拍数を取得する。なお、インタフェース１２５は、脈波計から被検体Ｐの脈拍数を取得してもよい。

ディスプレイ１２７は、入力画面を表示する。具体的には、ディスプレイ１２７は、入力画面における複数の入力項目各々において操作者により各種数値が入力可能な状態で、入力画面を表示する。なお、ディスプレイ１２７は、カーソルが位置する入力項目に応じて、当該入力項目に関する複数の入力候補を、例えばプルダウン形式で表示してもよい。

また、ディスプレイ１２７は、入力画面における心拍数の入力項目において、取得された心拍数の平均値を表示してもよい。なお、ディスプレイ１２７は、入力画面における心拍数の入力項目において、取得された心拍数に基づく心拍数範囲を表示してもよい。このとき、心拍数範囲は、例えば、所定の期間に亘って取得された複数の心拍数に基づく９５％信頼区間に相当する。また、ディスプレイ１２７は、入力画面における脈拍数の入力項目において、取得された脈拍数の平均値を表示してもよい。なお、ディスプレイ１２７は、入力画面における脈拍数の入力項目において、取得された脈拍数に基づく脈拍数範囲を表示してもよい。このとき、脈拍数範囲は、例えば、所定の期間に亘って取得された複数の脈拍数に基づく９５％信頼区間に相当する。なお、心拍数範囲および脈拍数範囲は、９５％信頼区間に限定されず、任意に設定可能である。撮像条件としてフリップ角が入力されていた場合、ディスプレイ１２７は、入力画面におけるフリップ角の入力項目において、撮像条件におけるフリップ角を表示してもよい。

撮像条件として撮像対象（例えば臓器など）が入力されていた場合、処理回路１３１は、Ｔ１シーケンス決定機能１３１５により、撮像対象に対するＴ１値の対応表（以下、対象Ｔ１値対応表と呼ぶ）と入力された撮像対象とに基づいて、Ｔ１値を決定してもよい。このとき、処理回路１３１は、入力画面における対象Ｔ１値の入力項目において、決定されたＴ１値を、ディスプレイ１２７に表示してもよい。対象Ｔ１値対応表は、予め記憶装置１２９に記憶される。

インタフェース１２５は、操作者の指示により、入力画面における複数の入力項目各々に対して数値を入力する。インタフェース１２５は、複数の入力項目における複数の数値を処理回路１３１に出力する。

（ステップＳｂ２）
処理回路１３１は、Ｔ１シーケンス決定機能１３１５により、パルスシーケンスの設定に関する少なくとも一つの設定パラメータを有する設定情報に基づいて、パルスシーケンス（Ｔ１シーケンス）として推奨される少なくとも一つの推奨シーケンスを決定する。具体的には、処理回路１３１は、複数の入力項目にそれぞれ対応する複数の数値に基づいて、複数の推奨シーケンスにそれぞれ対応する複数の推奨パターンを決定する。例えば、心拍数の入力項目において６０が入力された場合、処理回路１３１は、図４に示す複数の収集パターンのうち、広範囲（５０～１００ｂｐｍ）と低心拍数（５０～７５ｂｐｍ）とに含まれる１０個の収集パターンを特定する。次いで、処理回路１３１は、入力項目におけるフリップ角を用いたシミュレーションを、特定された１０個の収集パターン各々に対して実行する。処理回路１３１は、当該シミュレーションの実行により、Ｔ１値を計算する。処理回路１３１は、特定された１０個の収集パターン各々に対して計算されたＴ１値（以下、推定Ｔ１値と呼ぶ）のうち、対象Ｔ１値に近い複数の収集パターンを、複数の推奨パターンとして決定する。なお、処理回路１３１は、複数の推定Ｔ１値各々を用いて、複数の推奨パターンにそれぞれ対応するＴ１回復曲線を計算してもよい。このとき、処理回路１３１は、複数の推奨パターンにそれぞれ対応するＴ１回復曲線を示すグラフ（以下、Ｔ１回復グラフと呼ぶ）を生成してもよい。

処理回路１３１は、Ｔ１シーケンス決定機能１３１５により、推奨シーケンスと設定パラメータとに基づいて、設定パラメータを変化させてＴ１値の精度を計算する。具体的には、処理回路１３１は、入力項目におけるフリップ角を用いたシミュレーションを複数の推奨パターン各々に対して心拍数を変化させて実行する。処理回路１３１は、当該シミュレーションの実行により、複数の心拍数に対するＴ１値の相対誤差を、Ｔ１値の精度として計算する。複数の推奨パターン各々において、複数の心拍数に対するＴ１値の相対誤差は、心拍数に対するＴ１値のロバスト性（以下、心拍ロバスト性と呼ぶ）の程度を示している。このとき、処理回路１３１は、複数の推奨パターン各々に対する心拍ロバスト性を示すグラフ（以下、精度心拍グラフと呼ぶ）を生成してもよい。また、処理回路１３１は、精度心拍グラフの代わりに、複数の推奨パターン各々に対する心拍ロバスト性を示す一覧表（以下、心拍ロバスト一覧表と呼ぶ）を生成してもよい。

また、処理回路１３１は、Ｔ１シーケンス決定機能１３１５により、入力項目におけるフリップ角を用いたシミュレーションを複数の推奨パターン各々に対してＴ１値を変化させて実行してもよい。処理回路１３１は、当該シミュレーションの実行により、複数のＴ１値に対するＴ１値の相対誤差を、Ｔ１値の精度として計算する。複数の推奨パターン各々において、複数のＴ１値に対するＴ１値の相対誤差は、Ｔ１値に対するＴ１値のロバスト性（以下、Ｔ１ロバスト性と呼ぶ）の程度を示している。このとき、処理回路１３１は、複数の推奨パターン各々に対するＴ１ロバスト性を示すグラフ（以下、精度Ｔ１グラフと呼ぶ）を生成してもよい。また、処理回路１３１は、精度Ｔ１グラフの代わりに、複数の推奨パターン各々に対するＴ１ロバスト性を示す一覧表（以下、Ｔ１ロバスト一覧表と呼ぶ）を生成してもよい。

また、処理回路１３１は、Ｔ１シーケンス決定機能１３１５により、複数の推奨パターン各々に対して入力項目におけるフリップ角を変化させてシミュレーションを実行してもよい。処理回路１３１は、当該シミュレーションの実行により、複数のフリップ角に対するＴ１値の相対誤差を、Ｔ１値の精度として計算する。複数の推奨パターン各々において、複数のフリップ角に対するＴ１値の相対誤差は、フリップ角に対するＴ１値のロバスト性（以下、フリップロバスト性と呼ぶ）の程度を示している。このとき、処理回路１３１は、複数の推奨パターン各々に対するフリップロバスト性を示すグラフ（以下、精度フリップグラフと呼ぶ）を生成してもよい。また、処理回路１３１は、精度フリップグラフの代わりに、複数の推奨パターン各々に対するフリップロバスト性を示す一覧表（以下、フリップロバスト性一覧表と呼ぶ）を生成してもよい。

処理回路１３１は、Ｔ１シーケンス決定機能１３１５により、推奨パターン各々におけるインバージョン回数、収集心拍数、複数のＴＩなどに基づいて、推奨パターン各々における息止め時間、撮像時間などを決定する。処理回路１３１は、複数の推奨パターンに対する息止め時間、撮像時間、心拍ロバスト性、推定Ｔ１値などを示す一覧表（以下、選択指針対応表と呼ぶ）を生成する。

処理回路１３１は、複数の入力項目各々に対して入力された数値を示すＧＵＩ（以下、入力後ＧＵＩと呼ぶ）とともに、選択指針一覧表をディスプレイ１２７に表示させる。図１３は、ディスプレイ１２７の表示画面１２７０に表示された入力後ＧＵＩ１２７１と選択指針一覧表１２７３との一例を示す図である。複数の入力項目において数値が入力されて決定ボタンが押下されると、図１３の表示画面１２７０に示すように、選択指針一覧表１２７３が入力後ＧＵＩ１２７１とともにディスプレイ１２７に表示される。図１３における選択指針一覧表における収集パターン１乃至４は、例えば、図４に示すような記号を用いた形式で示されてもよい。

ディスプレイ１２７は、推奨シーケンスと設定パラメータとＴ１値の精度とを表示する。例えば、ディスプレイ１２７は、選択指針一覧表１２７３および入力後ＧＵＩ１２７１とを表示する。なお、ディスプレイ１２７は、選択指針一覧表１２７３および入力後ＧＵＩ１２７１とに加えて、Ｔ１回復グラフと精度心拍グラフと精度Ｔ１グラフと精度フリップグラフとのうち少なくとも一つを表示してもよい。なお、ディスプレイ１２７は、選択指針一覧表１２７３および入力後ＧＵＩ１２７１に加えて、精度心拍グラフの代わりに心拍ロバスト一覧表を表示し、精度Ｔ１グラフの代わりにＴ１ロバスト一覧表を表示し、精度アングルグラフの代わりにアングルロバスト一覧表を表示してもよい。

図１４は、Ｔ１回復グラフの一例を示す図である。図１４に示すように、Ｔ１回復グラフには、複数の推奨パターンにそれぞれ対応する複数のＴ１回復曲線が示されている、図１４に示すＯＴ１は、対象Ｔ１値により生成されたＴ１回復曲線を示している。図１４に示すＲＰ１は、選択指針一覧表１２７３における複数の推奨パターンのうち収集パターン１に関する推定Ｔ１値により生成されたＴ１回復曲線を示している。図１４に示すＲＰ２は、選択指針一覧表１２７３における複数の推奨パターンのうち収集パターン２に関する推定Ｔ１値により生成されたＴ１回復曲線を示している。図１４に示すＲＰ３およびＲＰ４は、選択指針一覧表１２７３における複数の推奨パターンのうち収集パターン３に関する推定Ｔ１値により生成されたＴ１回復曲線、および選択指針一覧表１２７３における複数の推奨パターンのうち収集パターン４に関する推定Ｔ１値により生成されたＴ１回復曲線を、それぞれ示している。

図１５は、精度心拍グラフの一例を示す図である。図１５に示すＡＰ１およびＡＰ２は、選択指針一覧表１２７３における複数の推奨パターンのうち収集パターン１に関する心拍ロバスト性、および選択指針一覧表１２７３における複数の推奨パターンのうち収集パターン２に関する心拍ロバスト性を、それぞれ示している。図１５に示すＡＰ３は、選択指針一覧表１２７３における複数の推奨パターンのうち収集パターン３に関する心拍ロバスト性を示している。図１５に示すＡＰ４は、選択指針一覧表１２７３における複数の推奨パターンのうち収集パターン４に関する心拍ロバスト性を示している。図１５における区間ＣＩは、９５％信頼区間を示している。図１５に図示していないが、９５％信頼区間において、上限の心拍数および下限の心拍数が表示されてもよい。なお、精度心拍グラフにおける信頼区間の表示は、９５％に限定されず、任意に設定可能である。図１３および図１５に示すように、収集パターン４に関する心拍ロバスト性ＡＰ４は、他の推奨パターンに比べて心拍数に対するロバスト性が高くなっている。

図１６は、精度Ｔ１グラフの一例を示す図である。精度Ｔ１グラフは、選択指針一覧表１２７３における複数の推奨パターンのうち特定の収集パターンに関するＴ１ロバスト性を示している。また、精度Ｔ１グラフは、Ｔ１値が１７００ｍｓまでは誤差１０％以内で特定の収集パターンを用いてＴ１値を計測できることを示している。また、精度Ｔ１グラフは、Ｔ１値が１７００ｍｓを超えると当該特定の収集パターンでは計測されるＴ１値の精度が低下することを示している。

図１７は、心拍数に応じた精度フリップグラフの一例を示す図である。図１７に示す精度フリップグラフは、選択指針一覧表１２７３における複数の推奨パターンのうち特定の収集パターン、例えば図４に記載の収集パターンの上から３つ目の収集パターン（心拍数範囲：５０～１００ｂｐｍ）に関するフリップロバスト性を、心拍数ごとに示している。精度フリップグラフは、収集パターンが５０～１００ｂｐｍの広範囲の心拍数範囲に含まれたとしても、フリップ角によっては、計測されるＴ１の精度が低下することを示している。

（ステップＳｂ３）
インタフェース１２５を介して入力項目の変更指示があると、処理回路１３１は、Ｔ１シーケンス決定機能１３１５により、本応用例のステップＳａ１の処理およびステップＳｂ２の処理を繰り返す（ステップＳｂ３のＹｅｓ）。インタフェース１２５を介して、選択指針一覧表１２７３における複数の推奨パターンのうち収集パターンが選択されると、選択された収集パターンに対応するＴ１シーケンスを決定する（ステップＳｂ３のＮｏ）。次いで、処理回路１３１は、決定されたＴ１シーケンスをシーケンス制御回路１２１に出力する。本ステップに続くステップＳａ４において、シーケンス制御回路１２１は、決定されたＴ１シーケンスに従ってＭＲ信号を収集する。以降の処理は、本実施形態と同様なため、説明は省略する。

本応用例によれば、実施形態に記載の効果に加えて、以下に示す効果を得ることができる。
本ＭＲＩ装置１によれば、パルスシーケンスの設定に関する少なくとも一つの設定パラメータを有する設定情報に基づいて、パルスシーケンスとして推奨される少なくとも一つの推奨シーケンスを決定し、推奨シーケンスと設定パラメータとに基づいて、設定パラメータを変化させてＴ１値の精度を計算し、推奨シーケンスと設定パラメータと前記精度とを表示することができる。また、本磁気共鳴イメージング装置１によれば、設定パラメータとして、心拍または脈拍と、Ｔ１値と、パルスシーケンスにおけるＲＦパルスのフリップ角とのうち少なくとも一つを用い、Ｔ１値の精度として、設定パラメータに対するＴ１値の相対誤差を示すグラフまたは一覧表を用いることができる。

これらのことから、本ＭＲＩ装置１によれば、操作者は、収集パターンの選択の指針となる設定パラメータ、心拍ロバスト性、Ｔ１ロバスト性、フリップロバスト性などを考慮して、収集パターンを選択することができ、選択された収集パターンを用いて、高精度なＴ１値を有するＴ１マップを生成することができる。

以上述べた実施形態等の磁気共鳴イメージング装置１によれば、高精度なＴ１値を有するＴ１マップを生成することができる。

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。これら新規な実施形態は、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ともに、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。

１…磁気共鳴イメージング装置
１０…架台
１０１…静磁場磁石
１０３…傾斜磁場コイル
１０５…傾斜磁場電源
１０７…寝台
１０９…寝台制御回路
１１１…ボア
１１３…送信回路
１１５…送信コイル
１１７…受信コイル
１１９…受信回路
１２１…シーケンス制御回路
１２５…インタフェース
１２７…ディスプレイ
１２９…記憶装置
１３１…処理回路
１０７１…天板
１０７３…コイルポート
１２７０…表示画面
１２７１…入力後ＧＵＩ
１２７３…選択指針一覧表
１３１１…システム制御機能
１３１３…画像生成機能
１３１５…Ｔ１シーケンス決定機能
１３１７…Ｔ１マップ生成機能

Claims (13)

1. 心拍又は脈拍の同期下で縦磁化の緩和曲線に沿った複数の収集タイミングで磁気共鳴信号を収集するパルスシーケンスを実行するシーケンス制御部と、
   前記複数の収集タイミングで収集された磁気共鳴信号を用いて、Ｔ１値の分布を表すＴ１マップを生成するＴ１マップ生成部とを備え、
   前記パルスシーケンスは、前記縦磁化の極性を反転させる第１反転パルスの印加後に印加される第２反転パルスと前記第１反転パルスとの間に含まれる複数の心拍または複数の脈拍のうち、少なくとも一つの心拍または少なくとも一つの脈拍において磁気共鳴信号を収集せず、磁気共鳴信号が収集されない心拍の次の心拍または磁気共鳴信号が収集されない脈拍の次の脈拍において磁気共鳴信号を収集するように設定されること、
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記パルスシーケンスにおいて、前記心拍又は前記脈拍と、前記収集タイミングと、前記第１反転パルスと、前記第２反転パルスとの関係に関する設定を、操作者から受け付ける受付部をさらに備えること、
   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。
3. 前記Ｔ１マップ生成部は、
   前記シーケンス制御部により実行された前記パルスシーケンスにおける、前記心拍又は前記脈拍と、前記収集タイミングと、前記第１反転パルスと、前記第２反転パルスとの関係に応じて、前記Ｔ１マップにおける各画素の前記Ｔ１値を算出すること、
   を特徴とする請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記第２反転パルスは、前記第１反転パルスの印加後において前記縦磁化が完全に回復する前に印加されること、
   を特徴とする請求項１乃至３のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記パルスシーケンスは、前記複数の収集タイミングのうち初期の収集タイミングとして、前記第１反転パルスの印加の前に磁気共鳴信号を収集するように設定されること、
   を特徴とする請求項１乃至４のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記パルスシーケンスにおける前記複数の収集タイミングは、前記第１反転パルスの印加時点から前記複数の収集タイミング各々までの反転時間の昇順に沿って、符号を付与された前記磁気共鳴信号の信号値が単調増加となるように設定されること、
   を特徴とする請求項１乃至５のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記パルスシーケンスは、前記第１反転パルスの印加後に続く３心拍または３脈拍以上に亘って撮像が実行される場合、前記第１反転パルスの印加時点と前記第２反転パルスの印加時点との間に含まれる前記複数の心拍または前記複数の脈拍のうち、少なくとも１つの心拍又は少なくとも１つの脈拍において磁気共鳴信号を収集しないように設定されること、
   を特徴とする請求項１乃至６のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記パルスシーケンスは、前記第１反転パルスの直前の心拍または脈拍において、または前記第１反転パルスの直後の心拍または脈拍において、磁気共鳴信号を収集しないように設定されること、
   を特徴とする請求項１乃至６のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記パルスシーケンスは、５心拍以下または５脈拍以下の間隔で、前記第１反転パルスを印加するように設定されること、
   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。
10. 前記Ｔ１マップ生成部は、
    前記縦磁化の緩和過程における縦磁化の変化と、前記第１反転パルスおよび前記第２反転パルスによる縦磁化の変化と、前記磁気共鳴信号の収集に用いられるＲＦパルスによる縦磁化の変化と、前記ＲＦパルスの印加直前であって前記磁気共鳴信号の安定化のために被検体に印加されるパルスによる縦磁化の変化とを算出するモデルに基づいて、前記複数の収集タイミングにおける磁気共鳴信号の信号値を計算し、
    前記収集された磁気共鳴信号に基づいて生成された複数の磁気共鳴画像における画素値に前記計算された信号値を整合させるように前記Ｔ１値を算出すること、
    を特徴とする請求項１乃至７のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 前記パルスシーケンスの設定に関する少なくとも一つの設定パラメータを有する設定情報に基づいて、前記パルスシーケンスとして推奨される少なくとも一つの推奨シーケンスを決定し、前記推奨シーケンスと前記設定パラメータとに基づいて、前記設定パラメータを変化させて前記Ｔ１値の精度を計算するＴ１シーケンス決定部と、
    前記推奨シーケンスと前記設定パラメータと前記精度とを表示する表示部とをさらに具備すること、
    を特徴とする請求項１乃至１０のうちいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
12. 前記設定パラメータは、前記心拍または前記脈拍と、前記Ｔ１値と、前記パルスシーケンスにおけるＲＦパルスのフリップ角とのうち少なくとも一つであって、
    前記精度は、前記設定パラメータに対する前記Ｔ１値の相対誤差を示すグラフまたは一覧表であること、
    を特徴とする請求項１１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
13. 心拍又は脈拍の同期下で縦磁化の緩和曲線に沿った複数の収集タイミングで磁気共鳴信号を収集するパルスシーケンスを実行し、
    前記複数の収集タイミングで収集された磁気共鳴信号を用いて、Ｔ１値の分布を表すＴ１マップを生成する磁気共鳴イメージング方法において、
    前記パルスシーケンスは、前記縦磁化の極性を反転させる第１反転パルスの印加後に印加される第２反転パルスと前記第１反転パルスとの間に含まれる複数の心拍または複数の脈拍のうち、少なくとも一つの心拍または少なくとも一つの脈拍において磁気共鳴信号を収集せず、磁気共鳴信号が収集されない心拍の次の心拍または前記磁気共鳴信号が収集されない脈拍の次の脈拍において磁気共鳴信号を収集するように設定される、磁気共鳴イメージング方法。

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