JP2015213744A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】心臓の検査に有用な情報をより高精度に取得することが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供する。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、データ収集手段とデータ処理手段を備える。データ収集手段は、反転回復パルス又は飽和パルスを印加した後に磁気共鳴信号を収集する。データ処理手段は、反転回復パルスの反転効率に起因する不完全な縦磁化の反転を補償するための処理又は前記飽和パルスの飽和効率に起因する不完全な縦磁化の飽和を補償するための処理を含むデータ処理によって磁気共鳴信号に基づく磁気共鳴検査データを生成する。
【選択図】図１４

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ： Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置に関する。

ＭＲＩ装置は、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（ＲＦ： ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴（ＭＲ： ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）信号から画像を再構成する画像診断装置である。

近年、ＭＲＩ装置を用いた心臓の検査において、縦緩和時間（Ｔ１）分布画像の有用性が指摘されている。Ｔ１分布画像は、心電（ＥＣＧ： ｅｌｅｃｔｒｏ ｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）信号に同期して反転回復（ＩＲ： ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｒｅｃｏｖｅｒｙ）パルスを印加した後に、Ｔ１分布画像データの生成対象となる領域から時系列のＭＲ信号を連続的に収集し、収集された時系列のＭＲ信号列に基づいて画素位置ごとに取得される縦緩和（Ｔ１緩和）によるＭＲ信号の回復曲線の時定数の分布として取得することができる。

心筋梗塞部位におけるＴ１は、正常な心筋組織におけるＴ１よりも短い。従って、Ｔ１分布画像データを明瞭なコントラストで生成することができれば、Ｔ１分布画像データを心筋梗塞部位の同定に用いることが期待できる。

特開２００４−３０５７５９号公報

本発明は、心臓の検査に有用な情報をより高精度に取得することが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。

本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、データ収集手段とデータ処理手段を備える。データ収集手段は、反転回復パルス又は飽和パルスを印加した後に磁気共鳴信号を収集する。データ処理手段は、前記反転回復パルスの反転効率に起因する不完全な縦磁化の反転を補償するための処理又は前記飽和パルスの飽和効率に起因する不完全な縦磁化の飽和を補償するための処理を含むデータ処理によって前記磁気共鳴信号に基づく磁気共鳴検査データを生成する。
また、本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、データ収集手段とデータ処理手段を備える。データ収集手段は、生体信号に同期して反転回復パルス又は飽和パルスを印加した後に磁気共鳴信号を収集するデータ収集を、前記反転回復パルス又は前記飽和パルスの印加タイミングから前記磁気共鳴信号の収集タイミングまでの期間を前記期間が長くなる程、変化の間隔が長くなるように変化させながら複数回実行する。データ処理手段は、前記データ収集を複数回実行することによって収集された複数の磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴検査データを生成する。

本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図。 図１に示すコンピュータの機能ブロック図。 Ｔ１分布画像データを取得するための第１の撮像条件を示すシーケンスチャート。 図３に示すプレパルスとしてＩＲパルスを用いた例を示すシーケンスチャート。 図３に示すプレパルスとしてＳＡＴパルスを用いた例を示すシーケンスチャート。 Ｔ１分布画像データを取得するための第２の撮像条件を示すシーケンスチャート。 図６に示すプレパルスとしてＩＲパルスを用いた例を示すシーケンスチャート。 図６に示すプレパルスとしてＳＡＴパルスを用いた例を示すシーケンスチャート。 カーブフィッティングによって求められる曲線の一例を示す図。 カーブフィッティングによって求められる曲線の別の一例を示す図。 連続する２心拍の期間にデータ収集を行う場合のデータ収集条件を示すシーケンスチャート。 カーブフィッティング用のＭＲ信号のサンプリング間隔を不等間隔とした例を示す図。 ＩＲイメージング用のＴＩの決定用のＲＯＩを設定した例を示す図。 Ｔ１分布画像の表示例を示す図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置の動作の一例を示すフローチャート。

本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置について添付図面を参照して説明する。

図１は本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図である。

磁気共鳴イメージング装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２１、この静磁場用磁石２１の内側に設けられたシムコイル２２、傾斜磁場コイル２３及びＲＦコイル２４を備えている。

また、磁気共鳴イメージング装置２０には、制御系２５が備えられる。制御系２５は、静磁場電源２６、傾斜磁場電源２７、シムコイル電源２８、送信器２９、受信器３０、シーケンスコントローラ３１及びコンピュータ３２を具備している。制御系２５の傾斜磁場電源２７は、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙ及びＺ軸傾斜磁場電源２７ｚで構成される。また、コンピュータ３２には、入力装置３３、表示装置３４、演算装置３５及び記憶装置３６が備えられる。

静磁場用磁石２１は静磁場電源２６と接続され、静磁場電源２６から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる機能を有する。尚、静磁場用磁石２１は超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源２６と接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。また、静磁場用磁石２１を永久磁石で構成し、静磁場電源２６が設けられない場合もある。

また、静磁場用磁石２１の内側には、同軸上に筒状のシムコイル２２が設けられる。シムコイル２２はシムコイル電源２８と接続され、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて静磁場が均一化されるように構成される。

傾斜磁場コイル２３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙ及びＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成され、静磁場用磁石２１の内側において筒状に形成される。傾斜磁場コイル２３の内側には寝台３７が設けられて撮像領域とされ、寝台３７には被検体Ｐがセットされる。ＲＦコイル２４にはガントリに内蔵されたＲＦ信号の送受信用の全身用コイル（ＷＢＣ： ｗｈｏｌｅ ｂｏｄｙ ｃｏｉｌ）や寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられるＲＦ信号の受信用の局所コイルなどがある。

また、傾斜磁場コイル２３は、傾斜磁場電源２７と接続される。傾斜磁場コイル２３のＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙ及びＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚはそれぞれ、傾斜磁場電源２７のＸ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙ及びＺ軸傾斜磁場電源２７ｚと接続される。

そして、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙ及びＺ軸傾斜磁場電源２７ｚからそれぞれＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙ及びＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給された電流により、撮像領域にそれぞれＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを形成することができるように構成される。

ＲＦコイル２４は、送信器２９及び受信器３０の少なくとも一方と接続される。送信用のＲＦコイル２４は、送信器２９からＲＦ信号を受けて被検体Ｐに送信する機能を有し、受信用のＲＦコイル２４は、被検体Ｐ内部の原子核スピンのＲＦ信号による励起に伴って発生したＭＲ信号を受信して受信器３０に与える機能を有する。

一方、制御系２５のシーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０と接続される。シーケンスコントローラ３１は傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源２７に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する機能と、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０を駆動させることによりＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚ及びＲＦ信号を発生させる機能を有する。

また、シーケンスコントローラ３１は、受信器３０におけるＭＲ信号の検波及びＡ／Ｄ （ａｎａｌｏｇ ｔｏ ｄｉｇｉｔａｌ）変換により得られた複素データである生データ（ｒａｗ ｄａｔａ）を受けてコンピュータ３２に与えるように構成される。

このため、送信器２９には、シーケンスコントローラ３１から受けた制御情報に基づいてＲＦ信号をＲＦコイル２４に与える機能が備えられる一方、受信器３０には、ＲＦコイル２４から受けたＭＲ信号を検波して所要の信号処理を実行するとともにＡ／Ｄ変換することにより、デジタル化された複素データである生データを生成する機能と生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える機能とが備えられる。

さらに、磁気共鳴イメージング装置２０には、被検体ＰのＥＣＧ信号を取得するＥＣＧユニット３８が備えられる。ＥＣＧユニット３８により取得されたＥＣＧ信号はシーケンスコントローラ３１を介してコンピュータ３２に出力されるように構成される。

尚、拍動を心拍情報として表すＥＣＧ信号の代わりに拍動を脈波情報として表す脈波同期（ＰＰＧ： ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ ｐｕｌｓｅ ｇａｔｉｎｇ）信号を取得することもできる。ＰＰＧ信号は、例えば指先の脈波を光信号として検出した信号である。ＰＰＧ信号を取得する場合には、ＰＰＧ信号検出ユニットが設けられる。

ＥＣＧ信号及びＰＰＧ信号等の生体信号は、同期イメージング用の同期信号として用いられる。従って、同期信号として用いることが可能であれば、呼吸同期信号や心音信号等のＥＣＧ信号やＰＰＧ信号以外の生体信号を同期信号として用いることができる。以下、ＥＣＧ信号を同期信号として取得する場合について述べる。

また、コンピュータ３２の記憶装置３６に保存されたプログラムを演算装置３５で実行することにより、コンピュータ３２には各種機能が備えられる。ただし、プログラムの少なくとも一部に代えて、各種機能を有する特定の回路を磁気共鳴イメージング装置２０に設けてもよい。

図２は、図１に示すコンピュータ３２の機能ブロック図である。

コンピュータ３２の演算装置３５は、記憶装置３６に保存されたプログラムを実行することにより撮像条件設定部４０及びデータ処理部４１として機能する。また、記憶装置３６は、ｋ空間データ記憶部４２及び画像データ記憶部４３として機能する。撮像条件設定部４０は、ＩＲパルス設定部４０Ａ、飽和（ＳＡＴ： ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ）パルス設定部４０Ｂ、シーケンス設定部４０Ｃ及びタイミング設定部４０Ｄを有する。データ処理部４１は、フィッティング部４１Ａ、Ｔ１分布画像生成部４１Ｂ、反転／飽和効率補償部４１Ｃ、反転時間（ＴＩ： ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｔｉｍｅ）決定部４１Ｄ、ＩＲ画像生成部４１Ｅ及び表示処理部４１Ｆを有する。尚、コンピュータ３２も電子回路によって構成される。従って、コンピュータ３２を回路の一種と捉えれば、撮像条件設定部４０及びデータ処理部４１は、回路によって構成することができると言うこともできる。

撮像条件設定部４０は、パルスシーケンスを含む撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ３１に出力する機能を有する。特に、撮像条件設定部４０は、心臓を含む領域におけるＴ１データ、Ｔ１分布画像データ及びＭＲ形態画像データ等のＭＲ検査データを生成するためのＭＲ信号をＥＣＧ同期で収集するデータ収集条件を設定する機能を有している。ＭＲ検査データを生成するためのデータ収集条件としては、ＥＣＧ信号のＲ波等の基準波をトリガとしてＩＲパルス又はＳＡＴパルス等のプレパルスの印加を伴ってＭＲ信号の収集を繰返す条件とすることが好適である。

そのために、撮像条件設定部４０には、ＩＲパルスの印加を設定するＩＲパルス設定部４０Ａ、ＳＡＴパルスの印加を設定するＳＡＴパルス設定部４０Ｂ、ＩＲパルス又はＳＡＴパルス等のプレパルスの印加を伴うパルスシーケンスを設定するシーケンス設定部４０Ｃ及びタイミング設定部４０Ｄが設けられる。

タイミング設定部４０Ｄは、プレパルスの印加タイミング及びＭＲ信号の収集タイミングを設定する機能を有している。プレパルスの印加タイミング及びＭＲ信号の収集タイミングは、ＥＣＧ同期のトリガからプレパルスの印加タイミングまでの期間（遅延時間）及びプレパルスの印加タイミングからＭＲ信号の収集タイミングまでの期間として設定することができる。

尚、以降では、ＥＣＧ同期のトリガとして用いられるＥＣＧ信号の基準波をＲ波として説明する。もちろん、Ｐ波等の他の基準波をトリガとして用いることもできる。

図３は、Ｔ１分布画像データを取得するための第１の撮像条件を示すシーケンスチャートである。

図３において各横軸及び縦軸方向は時間を示す。図３に示すように、ＥＣＧ信号のＲ波に同期してＩＲパルス又はＳＡＴパルス等のプレパルスを印加した後にＭＲ信号を収集するデータ収集を、プレパルスの印加タイミングからＭＲ信号の収集タイミングまでの期間ΔＴを変化させながら複数回実行するデータ収集条件を設定することができる。

図３に示す例では、ＥＣＧ信号からＲ波が検出される度に、Ｒ波から一定の遅延時間Ｔ_{ｄｅｌａｙ}後にプレパルスが印加される。従って、隣接するＲ波間Ｔ_ＲＲには、プレパルスが１回印加されることになる。そして、プレパルスの印加タイミングからＭＲ信号の収集タイミングまでの期間ΔＴを変えながらＭＲ信号が繰返し収集される。

尚、図３に示す例では、１つのプレパルスの印加後に、つまり隣接するＲ波間Ｔ_ＲＲにおいて、ｋ空間に充填すべき、必要な領域からの全てのＭＲ信号が収集されているが、ｋ空間を複数のセグメントに分割し、セグメントごとにＭＲ信号を収集するようにしてもよい。尚、ｋ空間を複数のセグメントに分割してＭＲ信号を収集するデータ収集法は、セグメンテッドｋ−ｓｐａｃｅ法（ｓｅｇｍｅｎｔｅｄ ｋ−ｓｐａｃｅ ｍｅｔｈｏｄ）と呼ばれる。

セグメンテッドｋ−ｓｐａｃｅ法によりＭＲ信号が収集される場合には、全てのセグメントからのＭＲ信号の収集が完了するまで、プレパルスの印加タイミングからＭＲ信号の収集タイミングまでの期間ΔＴが一定に設定されることになる。すなわち、プレパルスの印加タイミングからＭＲ信号の収集タイミングまでの期間ΔＴを一定にして、複数のセグメントから順次ＭＲ信号が収集される。そして、全てのセグメントからＭＲ信号が収集されると、プレパルスの印加タイミングからＭＲ信号の収集タイミングまでの期間ΔＴが変更され、再び複数のセグメントから順次ＭＲ信号が収集される。

図３に示すデータ収集条件でＭＲ信号を収集すると、互いに異なる複数の期間ΔＴに対応する複数のｋ空間にそれぞれＭＲ信号が充填されることになる。そして、複数の期間ΔＴに対応するｋ空間データを、Ｔ１分布画像データを生成するための元データとして用いることができる。

図４は、図３に示すプレパルスとしてＩＲパルスを用いた例を示すシーケンスチャートである。

図４において各横軸は時間を、ＥＣＧはＥＣＧ信号のＲ波の検出タイミングを、ＲＦはＩＲパルスの印加タイミング及びＭＲ信号のデータ収集タイミングを、最下部のグラフは縦磁化の時間変化を、それぞれ示す。

図４に示すように、繰返し検出される時系列のＲ波からそれぞれ一定の遅延時間Ｔ_{ｄｅｌａｙ}後にＩＲパルスを印加するデータ収集条件を設定することができる。ＩＲパルスが印加されると、縦磁化が１８０度反転し、負の最小値となる。更に、ＩＲパルスのＴＩを、異なるＲ波間Ｔ_ＲＲの間で互いに異なる値に設定することができる。ＩＲパルスのＴＩは、例えば、ＴＩの初期値ＴＩ１に、ＴＩの変化量ΔＴＩを順次加算することによってＴＩ２， ＴＩ３， ＴＩ４， ．．．に規則的に変化させることができる。各ＩＲパルスの印加タイミングからＴＩ（＝ＴＩ１， ＴＩ２， ＴＩ３， ．．．）が経過すると、ＭＲ信号のデータ収集が期間Ｔ_ａｃｑに亘って実行される。

このため、ＴＩの値に応じて縦磁化が回復したタイミングでＭＲ信号が収集される。すなわち、ＴＩの設定値に応じた強度を有するＭＲ信号が順次収集される。そして、ＭＲ信号のデータ収集後から次のＲ波までの期間Ｔ_{ｒｅｃｏｖ}において縦磁化が更に回復する。次のＲ波が検出されると、再び同様なＩＲパルスの印加を伴うＭＲ信号のデータ収集が、異なるＴＩで実行される。このため、縦磁化は反転と回復を繰返すことになる。

図５は、図３に示すプレパルスとしてＳＡＴパルスを用いた例を示すシーケンスチャートである。

図５において各横軸は時間を、ＥＣＧはＥＣＧ信号のＲ波の検出タイミングを、ＲＦはＳＡＴパルスの印加タイミング及びＭＲ信号のデータ収集タイミングを、最下部のグラフは縦磁化の時間変化を、それぞれ示す。

図５に示すように、プレパルスとしてＳＡＴパルスを用いる場合においても、ＩＲパルスと同様にデータ収集条件を設定することができる。すなわち、Ｒ波の検出タイミングから一定の遅延時間Ｔ_{ｄｅｌａｙ}後にＳＡＴパルスを印加するデータ収集条件を設定することができる。ＳＡＴパルスが印加されると、縦磁化がゼロとなる。更に、ＳＡＴパルスの印加タイミングからＭＲ信号のデータ収集タイミングまでの期間Ｔ_ＳＡＴを、異なるＲ波間Ｔ_ＲＲの間で互いに異なる値に設定することができる。期間Ｔ_ＳＡＴについても例えば、期間Ｔ_ＳＡＴの初期値Ｔ_ＳＡＴ１に、期間Ｔ_ＳＡＴの変化量ΔＴ_ＳＡＴを順次加算することによってＴ_ＳＡＴ２， Ｔ_ＳＡＴ３， Ｔ_ＳＡＴ４， ．．．に規則的に変化させることができる。

但し、Ｒ波からのＩＲパルス又はＳＡＴパルス等のプレパルスの印加タイミングの遅延時間Ｔ_{ｄｅｌａｙ}を一定にしつつプレパルスの印加タイミングからＭＲ信号のデータ収集タイミングまでの期間ΔＴを変化させると、Ｒ波からＭＲ信号のデータ収集タイミングまでの期間が変化する。従って、ＭＲ信号のデータ収集タイミングにおける心時相も変化することになる。その結果、厳密には心臓の形状が異なる状態で複数のＭＲ信号が収集されることになる。

一方、Ｔ１分布画像データの画素値となるＴ１値は、同一とみなせる心筋上の位置における信号の強度変化に基づいて算出されることが精度を良好にする観点から理想的である。そこで、ＥＣＧ信号のＲ波からＩＲパルス又はＳＡＴパルスまでの遅延時間Ｔ_{ｄｅｌａｙ}をＲ波間Ｔ_ＲＲにおけるデータ収集ごとに変えることによって、複数のＭＲ信号を予め決定した同一とみなせる心時相で収集することができる。

図６は、Ｔ１分布画像データを取得するための第２の撮像条件を示すシーケンスチャートである。

図６において各横軸及び縦軸方向は時間を示す。図６に示すように、ＥＣＧ信号のＲ波に同期してＩＲパルス又はＳＡＴパルス等のプレパルスを印加した後にＭＲ信号を収集するデータ収集を、プレパルスの印加タイミングからＭＲ信号の収集タイミングまでの期間ΔＴを変化させながら複数回実行するデータ収集条件を設定することができる。

但し、図３に示す例と異なり、Ｒ波からＩＲパルス又はＳＡＴパルスまでの遅延時間Ｔ_{ｄｅｌａｙ}を、異なるＲ波間Ｔ_ＲＲの間で互いに異なる値に設定することができる。そうすると、プレパルスの印加タイミングからＭＲ信号のデータ収集タイミングまでの期間ΔＴを変化させても、Ｒ波からＭＲ信号のデータ収集タイミングまでの期間を一定にすることができる。その結果、複数のＭＲ信号の収集タイミングにおける心時相が略同じ心時相となり、複数のＭＲ信号を同一とみなせる心筋上の位置から収集することが可能となる。これにより、良好な精度で各空間位置におけるＴ１値を計算することが可能となる。

図７は、図６に示すプレパルスとしてＩＲパルスを用いた例を示すシーケンスチャートである。

図７において各横軸は時間を、ＥＣＧはＥＣＧ信号のＲ波の検出タイミングを、ＲＦはＩＲパルスの印加タイミング及びＭＲ信号のデータ収集タイミングを、最下部のグラフは縦磁化の時間変化を、それぞれ示す。

図７に示すように、プレパルスとしてＩＲパルスを用いることができる。また、図４に示す例と同様に、ＩＲパルスのＴＩを、ＴＩの初期値ＴＩ１に、ＴＩの変化量ΔＴＩを順次加算することによってＴＩ２， ＴＩ３， ＴＩ４， ．．．に規則的に変化させることができる。この場合、Ｒ波からＩＲパルスの印加タイミングまでの遅延時間を、遅延時間の初期値Ｔ_{ｄｅｌａｙ}からＴＩの変化量ΔＴＩだけ順次減算した期間とすれば良い。つまり、ＴＩの初期値からの変化量を遅延時間の初期値Ｔ_{ｄｅｌａｙ}から減算した期間を遅延時間とすれば良い。

このようなＩＲパルスの印加タイミング及びＭＲ信号のデータ収集タイミングの設定により、Ｒ波から各ＭＲ信号のデータ収集タイミングまでの期間を、遅延時間の初期値Ｔ_{ｄｅｌａｙ}とＴＩの初期値ＴＩ１との和に固定することができる。すなわち、各ＭＲ信号を同一の心時相で収集することができる。

図７に示す他の条件については、図４に示す条件と同様である。尚、隣接するＩＲパルスの間隔Ｔ_{ＩＲ＿ＩＲ}は一定となる。

図８は、図６に示すプレパルスとしてＳＡＴパルスを用いた例を示すシーケンスチャートである。

図８において各横軸は時間を、ＥＣＧはＥＣＧ信号のＲ波の検出タイミングを、ＲＦはＳＡＴパルスの印加タイミング及びＭＲ信号のデータ収集タイミングを、最下部のグラフは縦磁化の時間変化を、それぞれ示す。

図８に示すように、プレパルスとしてＳＡＴパルスを用いる場合においても、ＩＲパルスと同様にデータ収集条件を設定することができる。すなわち、ＳＡＴパルスの印加タイミングからＭＲ信号のデータ収集タイミングまでの期間Ｔ_ＳＡＴの初期値Ｔ_ＳＡＴ１からの変化量がキャンセルされるように調整された、Ｒ波からの遅延時間後にＳＡＴパルスを印加するデータ収集条件を設定することができる。

このようなＩＲパルスの印加タイミング及びＭＲ信号のデータ収集タイミングの設定により、Ｒ波から各ＭＲ信号のデータ収集タイミングまでの期間を、遅延時間の初期値Ｔ_{ｄｅｌａｙ}と期間Ｔ_ＳＡＴの初期値Ｔ_ＳＡＴ１との和に固定することができる。すなわち、各ＭＲ信号を同一の心時相で収集することができる。

図８に示す他の条件については、図５に示す条件と同様である。尚、隣接するＳＡＴパルスの間隔Ｔ_{ＳＡＴ＿ＳＡＴ}は一定となる。

以上のように、静磁場用磁石２１、シムコイル２２、傾斜磁場コイル２３及びＲＦコイル２４等のハードウェアと、コンピュータ３２の撮像条件設定部４０が協働することによって、磁気共鳴イメージング装置２０には、所望のデータ収集条件に従ってＩＲパルス又はＳＡＴパルスを印加した後に被検体ＰからＭＲ信号を収集するデータ収集手段としての機能が備えられる。例えば、上述したようにＴＩ等の期間を変えながらＩＲパルス又はＳＡＴパルスを複数回印加することによってＴ１データ、Ｔ１分布画像データ及びＭＲ形態画像データ等のＭＲ検査データの生成用のＭＲ信号を収集することができる。或いは、あるＴＩでＩＲパルスを印加することによってＩＲ法による心臓の血流イメージング用のＭＲ信号を収集することもできる。但し、同様なデータ収集手段としての機能が磁気共鳴イメージング装置２０に備えられれば、他の構成要素によってデータ収集手段を構成してもよい。

次にデータ処理部４１の機能について説明する。

データ処理部４１は、シーケンスコントローラ３１から出力されたＭＲデータを取得してｋ空間データ記憶部４２に形成されたｋ空間にｋ空間データとして配置する機能、収集されたＭＲデータに対するフーリエ変換（ＦＴ： Ｆｏｕｒｉｅｒ ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）を含む画像再構成処理及び画像処理等のデータ処理によって様々な画像データを生成し、生成した画像データを画像データ記憶部４３に書き込む機能、画像データ記憶部４３から読み込んだ画像データを表示装置３４に表示させる機能を有する。

特に、データ処理部４１は、ＥＣＧ信号に同期したプレパルスの印加を伴うＭＲ信号のデータ収集を複数回実行することによって収集された複数のＭＲ信号又は複数のＭＲ信号に対応する複数の画像信号に基づくカーブフィッティングにより得られる曲線の時定数を求めることによってＴ１データをＭＲ検査データとして生成する機能を有している。特に、Ｔ１データを画素位置ごとに求めれば、ＭＲ検査データとしてＴ１分布画像データを生成することができる。更に、データ処理部４１は、カーブフィッティングにより得られる曲線に基づいて、ＩＲ法による心臓の血流イメージングに適切なＴＩを決定する機能を有している。

フィッティング部４１Ａは、複数のＭＲ信号又は複数の画像信号に基づくカーブフィッティングを行うことによりＭＲ信号又は画像信号の時相方向における変化を近似した曲線の式を求める機能を有する。すなわち、カーブフィッティングは、ＩＲパルス又はＳＡＴパルスの印加を伴って収集された時相方向における複数のＭＲ信号又は複数フレームのＭＲ画像データを対象データとして実行することができる。

ＭＲ画像データを対象データとしてカーブフィッティングを実行する場合には、ＦＴを含む画像再構成処理によってＩＲパルス又はＳＡＴパルスの印加タイミングからＭＲ信号の収集タイミングまでの経過時間ごとにＭＲ画像データが再構成される。その結果、ＩＲパルス又はＳＡＴパルスの印加タイミングからＭＲ信号の収集タイミングまでの異なる経過時間に対応する時系列の複数フレームのＭＲ画像データが生成される。そして、時系列の複数フレームのＭＲ画像データの全ての画素位置についてＭＲ画像データを構成する画像信号を用いたカーブフィッティングを実行することができる。或いは、心筋の所望の断面領域等を関心領域（ＲＯＩ： ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ ｉｎｔｅｒｅｓｔ）として設定し、時系列の複数フレームのＭＲ画像データのＲＯＩ内における画素位置についてＭＲ画像データを構成する画像信号を用いたカーブフィッティングを実行することができる。

カーブフィッティングの対象領域となるＲＯＩは、時系列の複数フレームのＭＲ画像データのうち任意の１フレーム又は複数フレームのＭＲ画像データを参照画像データとして手動で、又は自動的に設定することができる。カーブフィッティングの対象領域となるＲＯＩを手動で設定する場合には、任意の１フレームのＭＲ画像を参照画像として表示装置３４に表示させ、入力装置３３の操作によって範囲を指定することによりＲＯＩを設定することができる。一方、カーブフィッティングの対象領域となるＲＯＩを自動的に設定する場合には、任意の１フレーム又は複数フレームのＭＲ画像データの画素値に対する閾値処理等を含む公知の輪郭抽出処理によって心筋が占める領域等の診断対象領域を２次元（２Ｄ： ｔｗｏ ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ）又は３次元（３Ｄ： ｔｈｒｅｅ ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ）のＲＯＩとして自動設定することができる。

図９は、カーブフィッティングによって求められる曲線の一例を示す図である。

図９において、縦軸は画像信号の強度を示し、横軸は画像信号を収集するために印加されたＩＲパルスのＴＩを示す。ＥＣＧ信号に同期してＴＩを変化させながらＩＲパルスを断続的に繰返し印加することによって収集された複数の画像データの画像信号の強度を、画素位置ごとにプロットすると、実線マークで示すような離散的なプロットデータＩ_ａｂｓが得られる。

ＩＲイメージングでは、通常、実部（Ｒｅａｌ ｐａｒｔ）と虚部（Ｉｍａｇｉｎａｒｙ ｐａｒｔ）からなる複素画像信号の絶対値が画像データとして生成される。また、画像信号の生成に用いられるＭＲ信号は、１８０°ＩＲパルスの印加後においてＴ１緩和により回復する縦磁化に応じた強度となる。従って、値が絶対値である画像信号のプロットデータＩ_ａｂｓは、縦磁化の回復曲線の絶対値を表す不連続な曲線と同様な曲線に沿うデータとなる。つまり、画像信号のプロットデータＩ_ａｂｓは、図９に示すように、あるＴＩにおいて正の最小値となり、ＴＩが小さい程及び大きい程、大きくなる。

従って、縦磁化の回復曲線に沿った実線で示すような連続的な画像信号回復曲線Ｉ_{ｃｕｒｖｅ}をカーブフィッティングによって求めるためには、絶対値をとることによって正側に反転した画像信号を、元の負側に反転させることが必要である。そこで、複素画像信号の実部の符号によって極性反転の有無を判断することができる。しかし、画像信号の位相がシフトしていると、画像信号の正確な符号及び本来の極性を正確に判定することが困難である。

そこで、フィッティング部４１Ａにより、Ｔ１緩和によって十分に強度が回復し、安定した画像信号の位相φが計算される。例えば、閾値Ｔｈを超える強度を有する任意の画像信号を位相φの計算対象とすることができる。但し、位相φの計算精度を向上させるためには、最も長いＴＩに対応する画像信号を位相φの計算対象とすることが好適である。

そして、フィッティング部４１Ａにより位相φを用いた画像信号の位相補正が行われる。具体的には、ＴＩごとの画像信号にｅｘｐ（−ｉφ）が乗じられる。これにより、位相補正後の画像信号が得られる。次に、位相補正後において実部の符号が負値となる画像信号が負側にプロットされる。そうすると、図９において点線マークで示すような極性が補正された離散的な補正プロットデータＩ_ｃｏｒが得られる。これにより、極性が反転された補正プロットデータＩ_ｃｏｒ及び極性が反転されなかったプロットデータＩ_ａｂｓで構成される特異点のない離散データが極性補正後における複数の画像信号として得られる。

次に、Ｔ１値をパラメータとした回復曲線を用いて最小二乗法による離散データのカーブフィッティングが行われる。これにより、離散データから連続データである画像信号回復曲線Ｉ_{ｃｕｒｖｅ}の式が算出される。また、カーブフィッティングの結果として、画像信号回復曲線Ｉ_{ｃｕｒｖｅ}の時定数に相当するＴ１値が求められる。尚、画像信号回復曲線Ｉ_{ｃｕｒｖｅ}の値がゼロとなるときのＴＩは、ＩＲイメージング用の最適なＴＩ_ｏｐｔとなる。

以上の図９に示すカーブフィッティングの手法は、ＩＲパルスの印加タイミングからＭＲ信号の収集タイミングまでの期間を変化させながらデータ収集を複数回実行することによって収集された複数のＭＲ信号に対応する複数の複素画像信号に対して位相補正を行い、位相補正後における複数の絶対値画像信号の極性補正によって得られる複数の画像信号を用いてカーブフィッティングを行うものである。但し、不連続な絶対値画像信号の曲線を用いてカーブフィッティングを行うようにしてもよい。この場合、計算式が複雑になるが位相補正処理及び極性の反転処理が不要となる。

また、位相補正処理を行わずに、絶対値画像信号を用いて簡易にカーブフィッティングを実行することもできる。

図１０は、カーブフィッティングによって求められる曲線の別の一例を示す図である。

図１０において、縦軸は画像信号の強度を示し、横軸は画像信号を収集するために印加されたＩＲパルスのＴＩを示す。上述のように、画素位置ごとの複素画像信号の絶対値をプロットすると、実線マークで示す離散的な絶対値のプロットデータＩ_ａｂｓが得られる。

次に、離散的なプロットデータＩ_ａｂｓの最小値Ｉ_ｍｉｎが求められる。そして、最小値Ｉ_ｍｉｎに対応するＴＩよりも短いＴＩに対応する絶対値のプロットデータＩ_ａｂｓの極性を全て負値に反転させて、最小二乗法によるカーブフィッティングが行われる。これにより、連続データとして点線で示す第１の画像信号回復曲線Ｉ_{ｃｕｒｖｅ１}の式が算出される。

次に、最小値Ｉ_ｍｉｎの極性も負値に反転させて、最小二乗法によるカーブフィッティングが行われる。これにより、連続データとして一点鎖線で示す第２の画像信号回復曲線Ｉ_{ｃｕｒｖｅ２}の式が算出される。

そして、第１及び第２の画像信号回復曲線Ｉ_{ｃｕｒｖｅ１} ，Ｉ_{ｃｕｒｖｅ２}のうちカーブフィッティングの近似の程度が良好な画像信号回復曲線がカーブフィッティングの結果として選択される。カーブフィッティングの近似の程度を表す指標としては、例えば離散データと回復曲線との間における残差の二乗和を用いることができる。すなわち、第１及び第２の画像信号回復曲線Ｉ_{ｃｕｒｖｅ１} ，Ｉ_{ｃｕｒｖｅ２}とこれらの曲線をそれぞれ求めるために用いた各離散データとの間における残差の二乗和が最小となる曲線がイメージング用のＴＩ_ｏｐｔの計算用の画像信号回復曲線Ｉ_{ｃｕｒｖｅ}に決定される。

このように、複数のＴＩに対応する複数の絶対値画像信号の最小値Ｉ_ｍｉｎに対応するＴＩよりも短いＴＩに対応する絶対値画像信号の各極性を反転させて得られる第１の複数の画像信号を用いたカーブフィッティングにより第１の画像信号回復曲線Ｉ_{ｃｕｒｖｅ１}を求める一方、最小値Ｉ_ｍｉｎに対応する絶対値画像信号の極性及び最小値Ｉ_ｍｉｎに対応するＴＩよりも短いＴＩに対応する絶対値画像信号の各極性を反転させて得られる第２の複数の画像信号を用いたカーブフィッティングにより第２の画像信号回復曲線Ｉ_{ｃｕｒｖｅ２}を求め、カーブフィッティングの近似の程度が最も良好な画像信号回復曲線を採用する処理方法によって、簡易に画像信号回復曲線Ｉ_{ｃｕｒｖｅ}及び画像信号回復曲線Ｉ_{ｃｕｒｖｅ}に対応するＴ１を計算することができる。

更に、離散的なプロットデータＩ_ａｂｓの最小値Ｉ_ｍｉｎに隣接するＴＩが長い側の絶対値のプロットデータＩ_ａｂｓの極性を負値に反転させたカーブフィッティングを行ってもよい。この場合、図１０に示すように、連続データとして二点鎖線で示す第３の画像信号回復曲線Ｉ_{ｃｕｒｖｅ３}の式が算出される。そして、第１、第２及び第３の画像信号回復曲線Ｉ_{ｃｕｒｖｅ１} ，Ｉ_{ｃｕｒｖｅ２} ，Ｉ_{ｃｕｒｖｅ３}のうちカーブフィッティングの近似の程度が良好な画像信号回復曲線がカーブフィッティングの結果として選択される。第３の画像信号回復曲線Ｉ_{ｃｕｒｖｅ３}を求めるようにすれば、拍動などの影響でデータにばらつきが生じたとしてもロバストな処理を行うことができる。

つまり、図９に示す方法は、画像信号回復曲線Ｉ_{ｃｕｒｖｅ}の真の最小値が不明であることから位相補正を行うことによって負値に反転すべき絶対値の離散データを決定するものである。これに対して、図１０に示す方法は、真の最小値付近となる離散データの最小値及び最小値に隣接する離散データを反転させた場合と反転させない場合におけるカーブフィッティングの誤差を比較することによって負値に反転すべき絶対値の離散データを決定するものである。

図１０に示す方法によれば、煩雑な位相補正処理を行うことなく、確からしい信号回復曲線及び信号回復曲線に対応するＴ１を求めることができる。また、図１０に示す方法において、第３の画像信号回復曲線Ｉ_{ｃｕｒｖｅ３}の式を算出しない場合には、一層データ処理を簡易にすることができる。

一方、複素画像信号の絶対値ではなく、実部信号を用いてカーブフィッティングを行うこともできる。その場合には、フィッティング部４１Ａにより、十分にＴ１が回復した後の複素画像信号の位相φが計算される。そして、計算した複素画像信号の位相φを用いて全てのＴＩに対応する複素画像信号の位相が補正される。この位相補正の結果、虚部信号がゼロで実部信号のみ値を有する画像信号が得られる。これにより、位相補正後における画像信号の実部信号を用いたカーブフィッティングを行うことが可能となる。

カーブフィッティングの対象領域となるＲＯＩは、カーブフィッティングの対象となるＭＲ信号の収集前に所望の参照画像データを参照して予め設定しておくこともできる。そのような場合には、必ずしもカーブフィッティングの対象となる画像信号に基づいてＲＯＩを設定するための参照画像を表示させる必要がない。このため、カーブフィッティングの対象領域となるＲＯＩが事前に設定されている場合や、全ての画素位置がカーブフィッティングの対象領域となる場合において、画像信号の実部信号を用いたカーブフィッティングが処理の簡易化の観点から有効である。

更に、カーブフィッティングの対象領域となるＲＯＩが、カーブフィッティングの対象となるＭＲ信号の収集前に設定されている場合には、ＲＯＩの局所励起によって収集されたＭＲ信号を用いてカーブフィッティングを行うこともできる。その場合には、フィッティング部４１Ａにより、十分にＴ１が回復した後の複素ＭＲ信号の位相φが計算される。そして、計算した複素ＭＲ信号の位相φを用いて全てのＴＩに対応する複素ＭＲ信号の位相が補正される。この位相補正の結果、虚部信号がゼロで実部信号のみ値を有するＭＲ信号が得られる。これにより、局所励起によって収集された、位相補正後におけるＭＲ信号の実部信号を用いたカーブフィッティングを行うことが可能となる。

図９及び図１０を参照して説明したカーブフィッティングは、ＩＲパルスの印加を伴って画像信号が収集される場合の例であるが、ＳＡＴパルスの印加を伴って画像信号が収集される場合においても同様なカーブフィッティングを行うことができる。但し、ＳＡＴパルスの印加を伴ってＭＲ信号及び画像信号が収集される場合には、複素ＭＲ信号及び複素画像信号の実部が時相に依らず正の値となる。このため、位相補正後における絶対値画像信号の極性補正が不要となる。

このように、局所励起によって収集された複数のＭＲ信号又は複数の画像信号に位相補正を行い、局所励起によって収集された位相補正後の複数のＭＲ信号の実部信号、位相補正後における複数の絶対値画像信号又は位相補正後における複数の画像信号の実部信号を用いてカーブフィッティングを行うことができる。換言すれば、カーブフィッティングに先だってカーブフィッティングの対象となるＭＲ信号又は画像信号の位相補正並びに必要な極性の反転処理が実行される。

ＩＲパルスの印加を伴って収集された信号に基づくカーブフィッティングには式（１）を用いることができる。
ｆ_ＩＲ（ｔ） ＝ Ａ_ＩＲ｛１−２ｅｘｐ（−ｔ／Ｔ_１）｝ （１）
但し式（１）においてｆ_ＩＲ（ｔ）は曲線を表す関数を、Ａ_ＩＲはＩＲパルスの印加直後における縦磁化の絶対値を、ｔは時間又は時相を、Ｔ_１は時定数であるＴ１を、それぞれ示す。

但し、図４又は図７に示すようにＩＲパルスが繰返し印加される場合には、２回目以降に印加されるＩＲパルスの印加直前において縦磁化が完全に回復しない場合が多い。その場合、厳密には、２回目以降に印加されるＩＲパルスの印加直後における初期の縦磁化は、最初に印加されるＩＲパルスの印加直後における初期の縦磁化よりも小さくなる。ＩＲパルスの印加直後における初期の縦磁化の減少量は、隣接するＲ波間Ｔ_ＲＲの長さが短い程大きくなると考えられる。

そこで、隣接するＲ波間Ｔ_ＲＲの長さが短いことに起因して生じる初期の縦磁化の減少が考慮されるように、例えば式（２）を用いてカーブフィッティングを行うことが精度の向上に繋がる。
ｆ_ＩＲ（ｔ）
＝ Ａ_ＩＲ｛１−２ｅｘｐ（−ｔ／Ｔ_１）＋ｅｘｐ（−Ｔ_ＲＲ／Ｔ_１）｝ （２）
但し式（２）においてｆ_ＩＲ（ｔ）は曲線を表す関数を、Ａ_ＩＲはＩＲパルスの印加直後における縦磁化の絶対値を、ｔは時間又は時相を、Ｔ_１は時定数であるＴ１を、Ｔ_ＲＲは隣接するＲ波の間隔を、それぞれ示す。

更に、ＩＲパルスの印加による縦磁化の反転効率（インバージョンエフィシェンシー）は、厳密には１００％ではない。すなわち、ＩＲパルスを印加すると、１８０度に反転効率を乗じた角度だけ縦磁化が傾斜する。このため、ＩＲパルスの反転効率に依存して、初期の縦磁化が減少することになる。そこで、ＩＲパルスの反転効率に起因して生じる初期の縦磁化の減少が考慮されるように、例えば式（３）を用いてカーブフィッティングを行うことが一層の精度の向上に繋がる。
ｆ_ＩＲ（ｔ）
＝ Ａ_ＩＲ｛１−２ｅｘｐ（−ｔ／Ｔ_１）＋Ｂ_ＩＲｅｘｐ（−Ｔ_ＲＲ／Ｔ_１）｝ （３）
但し式（３）においてｆ_ＩＲ（ｔ）は曲線を表す関数を、Ａ_ＩＲはＩＲパルスの印加直後における縦磁化の絶対値を、ｔは時間又は時相を、Ｔ_１は時定数であるＴ１を、Ｂ_ＩＲはＩＲパルスの反転効率を、Ｔ_ＲＲは隣接するＲ波の間隔を、それぞれ示す。

つまり、Ｔ１の他、初期の縦磁化を表す第１のパラメータＡ_ＩＲに加えて、ＩＲパルスの反転効率を表す第２のパラメータＢ_ＩＲを含む式を用いてカーブフィッティングを実行することができる。式（２）は式（３）における第２のパラメータＢ_ＩＲの値を１とした場合の式に相当する。式（３）を用いてカーブフィッティングを行えば、より高精度にＴ１を算出することが可能となる。

尚、隣接するＲ波の間隔Ｔ_ＲＲは、ＥＣＧユニット３８により取得されるＥＣＧ信号から検出される複数のＲ波間の間隔Ｔ_ＲＲの平均値として予め取得しておくことができる。経験的には、隣接するＲ波間の間隔Ｔ_ＲＲを２０回程度測定して平均値を求めれば典型値として隣接するＲ波間の間隔Ｔ_ＲＲを求めることができる。

また、カーブフィッティングの対象となるＭＲ信号のデータ収集に先だって、ＥＣＧ信号の隣接するＲ波間Ｔ_ＲＲにおける縦磁化の回復量の変動を低減させるための所定回数のＩＲパルスの印加を実行することが縦磁化の回復量の安定化に繋がる。このため、イメージングシーケンスに先立つ所定回数のＩＲパルスの印加をＩＲパルス設定部４０Ａ、シーケンス設定部４０Ｃ及びタイミング設定部４０Ｄにおいて設定することができる。

一方、ＳＡＴパルスの印加を伴って収集された信号に基づくカーブフィッティングには式（４）を用いることができる。
ｆ_ＳＡＴ（ｔ） ＝ Ａ_ＳＡＴ｛１−ｅｘｐ（−ｔ／Ｔ_１）｝ （４）
但し式（４）においてｆ_ＳＡＴ（ｔ）は曲線を表す関数を、Ａ_ＳＡＴはＳＡＴパルスの印加後における縦磁化の回復による漸近値を、ｔは時間又は時相を、Ｔ_１は時定数であるＴ１を、それぞれ示す。

ＳＡＴパルスにも飽和効率（サチュレーションエフィシェンシー）が存在する。すなわち、ＳＡＴパルスを印加すると、縦磁化は厳密にはゼロとならず、飽和効率に応じた値となる。このため、ＳＡＴパルスの飽和効率に依存して、初期の縦磁化が変化することになる。そこで、ＳＡＴパルスの飽和効率に起因して生じる初期の縦磁化の変化が考慮されるように、例えば式（５）を用いてカーブフィッティングを行うことが一層の精度の向上に繋がる。
ｆ_ＳＡＴ（ｔ） ＝ Ａ_ＳＡＴ｛１−Ｂ_ＳＡＴｅｘｐ（−ｔ／Ｔ_１）｝ （５）
但し式（５）においてｆ_ＳＡＴ（ｔ）は曲線を表す関数を、Ａ_ＳＡＴはＳＡＴパルスの印加後における縦磁化の回復による漸近値を、Ｂ_ＳＡＴはＳＡＴパルスの飽和効率を、ｔは時間又は時相を、Ｔ_１は時定数であるＴ１を、それぞれ示す。つまり、Ｔ１の他、縦磁化の漸近値を表す第１のパラメータＡ_ＳＡＴに加えて、ＳＡＴパルスの飽和効率を表す第２のパラメータＢ_ＳＡＴを含む式を用いてカーブフィッティングを実行することができる。式（４）は式（５）における第２のパラメータＢ_ＳＡＴの値を１とした場合の式に相当する。式（５）を用いてカーブフィッティングを行えば、より高精度にＴ１を算出することが可能となる。

尚、ＩＲパルス又はＳＡＴパルスの印加を伴って収集された信号に基づくカーブフィッティングの式としては、上述の式に限らず様々なバリエーションが考えられる。例えば、ＩＲパルスの印加を伴って収集された信号に基づくカーブフィッティングの式として式（１）の代わりに式（６）を用いることができる。また、式（２）又は式（３）の代わりに式（７）、式（８）、式（９）又は式（１０）を用いることができる。
ｆ_ＩＲ（ｔ） ＝ Ａ_１−Ｂ_１ｅｘｐ（−ｔ／Ｔ_１ ^＊） （６）
ｆ_ＩＲ（ｔ） ＝ Ａ_１−Ｂ_１ｅｘｐ（−ｔ／Ｔ_１ ^＊）＋ｅｘｐ（−Ｔ_ＲＲ／Ｔ_１ ^＊）
（７）
ｆ_ＩＲ（ｔ） ＝ Ａ_１｛１−Ｂ_１ｅｘｐ（−ｔ／Ｔ_１ ^＊）＋ｅｘｐ（−Ｔ_ＲＲ／Ｔ_１ ^＊）｝
（８）
ｆ_ＩＲ（ｔ） ＝ Ａ_１｛１−Ｂ_１ｅｘｐ（−ｔ／Ｔ_１）｝＋ｅｘｐ（−Ｔ_ＲＲ／Ｔ_１）
（９）
ｆ_ＩＲ（ｔ） ＝ Ａ_１−Ｂ_１ｅｘｐ（−ｔ／Ｔ_１）＋Ｃ_１ｅｘｐ（−Ｔ_ＲＲ／Ｔ_１）
（１０）
但し、式（６）、式（７）及び式（８）におけるＴ_１ ^＊は、式（１１）を満たす時定数であり、Ａ_１、Ｂ_１及びＣ_１はそれぞれフィッティングによって求められる係数である。
Ｔ_１ ＝ Ｔ_１ ^＊（Ｂ_１／Ａ_１−１） （１１）

式（６）から式（１０）は、それぞれ式（１）、式（２）又は式（３）に含まれる指数関数の項に係数を乗じることによってフィッティング式の任意性を向上させた式に相当する。

一方、ＳＡＴパルスの印加を伴って収集された信号に基づくカーブフィッティングの式についても同様に様々なバリエーションが考えられる。例えば、隣接するＲ波間Ｔ_ＲＲの長さをパラメータとする補正を式（１２）によって行うことができる。
ｆ_ＳＡＴ（ｔ） ＝ Ａ_２｛１−ｅｘｐ（−ｔ／Ｔ_１）｝＋Ｂ_２ｅｘｐ（−Ｔ_ＲＲ／Ｔ_１）
（１２）

このように、ＩＲパルスの反転効率に起因する不完全な縦磁化の反転を補償するための式又はＳＡＴパルスの飽和効率に起因する不完全な縦磁化の飽和を補償するための式を用いたカーブフィッティングを行うことができる。加えて、ＥＣＧ信号の周期の変化に起因してＩＲパルス又はＳＡＴパルスの印加間隔にも変化が生じることから、ＩＲパルス又はＳＡＴパルスの印加間隔に応じて回復する縦磁化の程度に起因する、ＩＲパルス又はＳＡＴパルスの印加直後における縦磁化の変化を補正するための式を用いてカーブフィッティングを実行することもできる。

尚、ＳＡＴパルスの印加直後には、縦磁化がゼロとなるため、ＳＡＴパルスを印加する場合には、縦磁化の不完全な回復に起因するカーブフィッティングの誤差を小さくすることができる。このため、Ｒ波の間隔Ｔ_ＲＲの変動等によるカーブフィッティングの精度の低下を回避することができる。一方、ＩＲパルスを印加する場合には、カーブフィッティングに用いられるプロット点が正極側のみならず負極側にも存在することになる。このため、カーブフィッティングにより安定的に曲線を求めることができる。

カーブフィッティングにより高精度かつ安定的に曲線を求めるためには、ＭＲ信号のサンプリング数を十分に確保することも重要である。しかしながら、縦磁化の回復が遅い場合には、隣接するＲ波の間隔Ｔ_ＲＲ内において収集されたＭＲ信号のみでは精度良くカーブフィッティングを行うことが困難となる恐れがある。そこで、ＥＣＧ信号の連続した複数心拍ごとにデータ収集を実行するようにしても良い。

図１１は、連続する２心拍の期間にデータ収集を行う場合のデータ収集条件を示すシーケンスチャートである。

図１１において各横軸は時間を、ＥＣＧはＥＣＧ信号のＲ波の検出タイミングを、ＲＦはＩＲパルスの印加タイミング及びＭＲ信号のデータ収集タイミングを、最下部のグラフは縦磁化の時間変化を、それぞれ示す。

図１１のグラフに一点鎖線で表示されたＴ１緩和曲線のように回復時間が長い場合には、２ＲＲ間でＩＲパルスの印加とＭＲ信号の収集を行うようにすることができる。換言すれば、ＩＲパルスのＴＩの可変設定範囲を隣接するＲ波の間隔Ｔ_ＲＲよりも長く設定することができる。これにより、Ｔ１値に応じたカーブフィッティングのための十分なサンプリング点を確保することができる。尚、息止め期間を考慮すれば、ＴＩの可変設定範囲を２心拍（２Ｔ_ＲＲ）以内とすることが現実的である。

図１２は、カーブフィッティング用のＭＲ信号のサンプリング間隔を不等間隔とした例を示す図である。

図１２において各横軸は時間を、ＥＣＧはＥＣＧ信号のＲ波の検出タイミングを、ＲＦはＩＲパルスの印加タイミングを、最下部のグラフは縦磁化の時間変化及びＭＲ信号のサンプリング点を、それぞれ示す。

Ｔ１緩和曲線は、上述したような指数関数で表される。従って、縦磁化の変化量は次第に減少する。そこで、カーブフィッティング用のＭＲ信号のサンプリング間隔を不等間隔とすれば、カーブフィッティングの精度を維持しつつデータのサンプリング数を低減することができる。具体的には、ＩＲパルスの印加タイミングからＭＲ信号の収集タイミングまでの期間を変化させながら複数回データ収集を実行し、かつＩＲパルスの印加タイミングからＭＲ信号の収集タイミングまでの期間が長くなる程、当該期間の変化の間隔が長くなるようにデータ収集条件を設定することができる。

カーブフィッティング用のＭＲ信号のサンプリング間隔、すなわちＩＲパルスの印加タイミングからＭＲ信号の収集タイミングまでの期間の変化の間隔は、撮像対象に応じて設定することができる。ＭＲ信号の適切なサンプリング間隔は、撮像対象となる物質に応じた間隔となる。そこで、心臓や腹部等の撮像部位或いは正常心筋組織や異常心筋組織等の撮像対象となる組織に応じて適切なサンプリング間隔を設定することができる。

ＭＲ信号のサンプリング間隔は、入力装置３３の操作によってマニュアルで指定しても良いし、予め撮像対象ごとに適切なサンプリング間隔を決定しておき、データ収集時に選択できるようにプリセットしてもよい。すなわち、撮像対象ごとに適切なサンプリング間隔をテーブルとして記憶装置に記憶しておくことができる。また、全てのＭＲ信号のサンプリング間隔を不等間隔とせずに、複数のＭＲ信号で構成されるＭＲ信号列間でサンプリング間隔が不等間隔となるようにサンプリング間隔を設定してもよい。その場合、サンプリング間隔が段階的に長くなるように設定されることになる。

図１１に示す複数心拍に亘るデータ収集及び図１２に示すサンプリング間隔を可変とするデータ収集は、ＳＡＴパルスをプレパルスとして用いる場合においても同様に実行することができる。また、図１１及び図１２に示す例では、図３に示す例と同様に、Ｒ波からＩＲパルスの印加タイミングまでの遅延時間Ｔ_{ｄｅｌａｙ}を一定としているが、図６に示すように、遅延時間Ｔ_{ｄｅｌａｙ}を可変としてデータ収集時相を一定としてもよい。尚、データ収集時相を一定とする場合には、データ収集タイミングが同一の心時相となり、ＩＲパルスの印加タイミングからデータ収集タイミングまでの期間が変化することになる。

図１１及び図１２に示すようなプレパルスの印加タイミング及びＭＲ信号の収集タイミングについてもタイミング設定部４０Ｄにおいて設定することができる。従って、タイミング設定部４０Ｄには、ＩＲパルスの印加タイミングからＭＲ信号の収集タイミングまでの期間の変化の間隔を撮像対象に応じて設定する間隔設定手段としての機能も備えられる。

Ｔ１分布画像生成部４１Ｂは、カーブフィッティングにより算出される画素位置ごとのＴ１を画素値とするＴ１分布画像データを生成する機能を有する。つまり、Ｔ１分布画像生成部４１Ｂは、Ｔ１データを各画素位置にマッピングすることによってＴ１分布画像データを生成する機能を有している。生成されたＴ１分布画像データは、診断用のＭＲ画像データとして表示装置３４に表示させることができる。Ｔ１マップとして表示されるＴ１分布画像は、Ｔ１値に対応するカラースケールを用いてカラーで表示させることが効果的である。Ｔ１分布画像を参照すれば、Ｔ１値が小さい部位として梗塞部位を視認することが可能である。

反転／飽和効率補償部４１Ｃは、上述したＩＲパルスの反転効率又はＳＡＴパルスの飽和効率に起因する誤差を補償する機能を有する。ＩＲパルスの反転効率又はＳＡＴパルスの飽和効率に起因する誤差の補償は、カーブフィッティングによってＴ１データ等の時定数データを求める場合であれば、上述したようにＩＲパルスの反転効率又はＳＡＴパルスの飽和効率に相当する係数を設定することによって行うことができる。すなわち、ＩＲパルスの反転効率又はＳＡＴパルスの飽和効率を補償する式を用いたカーブフィッティングによって、補償された時定数データを求めることができる。

また、ＭＲ検査データとしてＴ１分布画像データ等のＭＲ画像データを生成する場合であれば、ＩＲパルスの反転効率又はＳＡＴパルスの飽和効率をパラメータとして含む式に基づいて求められた画素値を用いることによってコントラストが調整されたＭＲ画像データを生成することができる。例えば、Ｔ１分布画像データを生成する場合であれば、ＩＲパルスの反転効率に起因する不完全な縦磁化の反転を補償するフィッティング式に基づいて求められた画素位置ごとのＴ１データを画素値とすることによって、補償されたＴ１分布画像データを生成することができる。また、ある特定の時相におけるＭＲ形態画像データを生成する場合であれば、当該時相における画素位置ごとの画像信号を求めるための式として、ＩＲパルスの反転効率又はＳＡＴパルスの飽和効率をパラメータとして含む式を用いればよい。

このように、ＩＲパルスの反転効率に起因する不完全な縦磁化の反転を補償するための処理又はＳＡＴパルスの飽和効率に起因する不完全な縦磁化の飽和を補償するための処理を含むデータ処理によってＭＲ信号に基づくＭＲ検査データを生成することができる。具体的には、ＩＲパルスの反転効率に起因する不完全な縦磁化の反転を補償するための処理又はＳＡＴパルスの飽和効率に起因する不完全な縦磁化の飽和を補償するための処理として、コントラストを調整する処理を実行することができる。これにより、補償されたＭＲ画像データをＭＲ検査データとして生成することができる。

或いは、ＩＲパルスの反転効率に起因する不完全な縦磁化の反転を補償するための式又はＳＡＴパルスの飽和効率に起因する不完全な縦磁化の飽和を補償するための式を用いたカーブフィッティングを実行することができる。これにより、補償された時定数データをＭＲ検査データとして生成することができる。尚、補償された画素位置ごとの時定数データを用いて時定数分布画像データを生成すれば、コントラストが調整された補償後のＭＲ画像データとなる。

ＴＩ決定部４１Ｄは、カーブフィッティングにより算出される画素位置ごとの曲線に基づいてＩＲイメージング用のＴＩを決定する機能を有する。具体的には、カーブフィッティングにより求められる曲線の値がゼロとなるときのＩＲパルスの印加タイミングからＭＲ信号の収集タイミングまでの期間に相当するＴＩを、ＩＲ法による心臓の血流イメージング用のＴＩとして設定することができる。設定されたＩＲイメージング用のＴＩは、ＴＩ決定部４１Ｄからタイミング設定部４０Ｄに通知される。そして、タイミング設定部４０Ｄにおいて、ＴＩ決定部４１Ｄにより決定されたＴＩが、ＩＲ法による心臓の血流イメージング用の撮像パラメータとして設定される。

ＴＩを変化させながらＩＲパルスを印加して異なるＴＩに対応するＭＲ信号の収集を行った後に別途、適切なＴＩを設定してＩＲイメージングを行う場合には、異なるＴＩに対応するＭＲ信号の収集を行うスキャンが、ＩＲイメージング用の適切なＴＩを決定するためのプレスキャンを兼ねることになる。

ＩＲイメージング用の適切なＴＩは、ＩＲ法による画像化領域に対して設定される代表的な１つの値となる。これに対して、カーブフィッティングにより多数の画素位置における曲線が求められる。このため、ＩＲイメージング用のＴＩの決定に用いる曲線を選択するための単一又は複数の画素位置が決定される。

ＩＲイメージング用のＴＩを決定するための画素位置は、任意の参照画像データを用いてＲＯＩとして指定することができる。カーブフィッティング用のＴＩごとのＭＲ信号が収集された後にＩＲイメージング用のＴＩの決定用のＲＯＩを設定する場合には、任意のＴＩに対応するＭＲ画像データを参照画像データとして、ＩＲイメージング用のＴＩの決定用のＲＯＩを設定することができる。

図１３はＩＲイメージング用のＴＩの決定用のＲＯＩを設定した例を示す図である。

図１３に示すように、あるＴＩに対応する心臓の短軸画像データを参照画像データとして用いることができる。心臓の短軸断面は、心筋で囲まれた領域に左室及び右室が形成される構造となる。

そして、ユーザが表示装置３４に表示された心臓の短軸画像を参照しつつ入力装置３３を操作することによって心筋断面上の任意の位置に単一又は複数のＲＯＩを設定することができる。ＩＲイメージングスキャン用の最適なＴＩを精度良く求めるためにはＲＯＩの数が多い方が好適である。図１３は、４つのＲＯＩを設定した例を示している。

設定されたＲＯＩに複数の画素位置が含まれている場合には、平均値等の画素位置を代表する曲線に基づいて曲線の値がゼロとなるときのＴＩを算出することができる。一方、点としてＲＯＩが設定された場合には、対応する画素位置における曲線の値がゼロとなるときのＴＩを算出することができる。

また、図１３に例示されるように複数のＲＯＩが設定された場合には、各ＲＯＩに対応するＴＩに基づいてＩＲイメージングスキャン用のＴＩを決定することが必要となる。そこで、例えば、複数のＲＯＩに対応する複数のＴＩの平均値をＩＲイメージングスキャン用のＴＩに決定することができる。

また、心筋組織に対応する曲線のゼロクロス点に相当するＴＩよりも短いＴＩで遅延造影（ＤＥ： Ｄｅｌａｙｅｄ Ｅｎｈａｎｃｅｍｅｎｔ）イメージングを行うと、心筋上に黒い線上のアーチファクトが現れることが知られている。そこで、ＤＥイメージングを行う場合には、複数のＲＯＩに対応する複数のＴＩのうち最も長いＴＩをＩＲイメージングスキャン用のＴＩに決定するようにしても良い。これにより、ＴＩの長さが不十分であることに起因するアーチファクトを抑制することができる。

ＩＲ画像生成部４１Ｅは、撮像条件設定部４０において設定されたＴＩでＩＲパルスを印加することによって収集されたＭＲ信号に基づいて、ＩＲ画像データを生成する機能を有する。ＩＲ画像データとしては、ＤＥ画像データの他、非造影血流画像データが挙げられる。ＤＥ画像データを生成する場合には、ＩＲイメージングスキャンに先だって被検体Ｐに造影剤が注入される。尚、造影剤としてガドリニウムを用いたＤＥ画像データは、ＬＧＥ（Ｌａｔｅ Ｇａｄｏｌｉｎｉｕｍ Ｅｎｈａｎｃｅｍｅｎｔ）画像データとも呼ばれる。

表示処理部４１Ｆは、データ処理部４１の各構成要素において取得された画像データ等の検査情報に、必要な表示処理を施して表示装置３４に表示させる機能を有する。

図１４は、Ｔ１分布画像の表示例を示す図である。

図１４に示すように心筋の断面を含むＲＯＩを、輪郭抽出処理によって自動的に、或いは入力装置３３の操作によって手動で、設定することができる。図１４に示す例では、右室（ＲＶ： ｒｉｇｈｔ ｖｅｎｔｒｉｃｌｅ）と左室（ＬＶ： ｌｅｆｔ ｖｅｎｔｒｉｃｌｅ）を形成する心筋断面のうちＬＶを形成する心筋断面がＲＯＩとして設定されている。尚、ＲＯＩを設定するためのＭＲ画像には、あるＴＩで収集されたＩＲ画像を用いることができる。

そして、心筋を含むＲＯＩ内における画素位置ごとに曲線の時定数を求めることによって生成されたＲＯＩのＴ１分布画像データを表示装置３４に表示させることができる。また、入力装置３３の操作によってＲＯＩ内における画素位置が指定された場合には、指定された画素位置におけるＴ１を求めるための曲線を表示装置３４に表示させることもできる。図１４に示す例では、カーソルで指定された画素位置に対応する、ＩＲパルスの印加後における縦磁化の回復曲線が表示されている。このため、安定的なカーブに基づいてＴ１が算出されたか否かを容易に視認することができる。

また、図１４に示すようにＴ１を求めるためのカーブフィッティングに用いる数式を選択できるようにすることもできる。このようなグラフィカル・ユーザー・インターフェース（ＧＵＩ： ｇｒａｐｈｉｃａｌ ｕｓｅｒ ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）によってカーブフィッティングに用いられる曲線の安定性に応じた精度でカーブフィッティングを実行することができる。また、容易にＴ１分布の再計算を行うこともできる。図１４に示す例では、ＩＲパルスが印加された場合におけるカーブフィッティングに用いられる式（３）が選択されている。

表示装置３４には、上述したようなデータ解析結果に加えて、対応する撮像条件や撮像条件の設定画面を表示させることもできる。撮像条件については、撮像条件設定部４０から表示装置３４に出力させることができる。図１４に示す例では、プレパルスとしてＩＲパルス又はＳＡＴパルスを選択するためのラジオボタンと、ＴＩの初期値ＴＩ１又は期間Ｔ_ＳＡＴの初期値Ｔ_ＳＡＴ１、ＴＩの変化量ΔＴＩ又は期間Ｔ_ＳＡＴの変化量ΔＴ_ＳＡＴ、ＴＩの変化量ΔＴＩ又は期間Ｔ_ＳＡＴの変化量ΔＴ_ＳＡＴのインクリメント数Ｎを設定する欄が表示されている。

次に磁気共鳴イメージング装置２０の動作及び作用について説明する。ここでは、プレパルスとしてＩＲパルスを印加する場合を例に説明する。

図１５は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０の動作の一例を示すフローチャートである。

まず予め寝台３７に被検体Ｐがセットされ、静磁場電源２６により励磁された静磁場用磁石２１（超伝導磁石）の撮像領域に静磁場が形成される。また、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて撮像領域に形成された静磁場が均一化される。

次にステップＳ１において、ＥＣＧ信号に同期してＴＩを変えながら繰返しＩＲパルスを印加するイメージングスキャンが実行される。より具体的には、撮影条件設定部４０において、図３から図８に例示されるようなＩＲシーケンスがデータ収集条件として設定される。尚、図１１に示すサンプリング条件や図１２に示すサンプリング条件を設定することもできる。

そして、撮像条件設定部４０は、ＩＲシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ３１に出力する。そうすると、シーケンスコントローラ３１は、撮像条件に従って傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０を駆動させることにより被検体Ｐがセットされた撮像領域に傾斜磁場を形成させるとともに、ＲＦコイル２４からＲＦ信号を発生させる。

このため、被検体Ｐの内部における磁気共鳴により生じたＭＲ信号が、ＲＦコイル２４により受信されて受信器３０に与えられる。受信器３０は、ＲＦコイル２４からＭＲ信号を受けて、デジタルデータのＭＲ信号である生データを生成する。受信器３０は、生成したＭＲデータをシーケンスコントローラ３１に与え、シーケンスコントローラ３１は、ＭＲデータをデータ処理部４１に出力する。そうすると、データ処理部４１は、ＭＲデータをｋ空間データ記憶部４２に形成されたｋ空間にｋ空間データとして配置する。

その結果、ｋ空間データ記憶部４２には、異なる複数のＴＩに対応するｋ空間データセットが保存される。

次にステップＳ２において、Ｔ１分布画像データの生成対象となるＲＯＩが設定される。そのために、ＩＲ画像生成部４１Ｅは、指定されたＴＩに対応するｋ空間データセットにＦＴを含む画像再構成処理を施す。これにより、ＲＯＩを設定するための心筋断面等の形態が描出された参照画像データが生成される。

そして、フィッティング部４１Ａは、参照画像データに基づく輪郭抽出処理によって自動的に抽出された心筋の断面等の領域を自動的にＲＯＩとして設定する。或いは、参照画像データを参照した入力装置３３の操作によって手動でＲＯＩを設定することもできる。尚、ＲＯＩを設定せずに画像化領域全体をＴ１分布画像データの生成対象としても良い。換言すれば、画像化領域全体をＴ１分布画像データの生成対象となるＲＯＩとして設定しても良い。

次にステップＳ３において、フィッティング部４１Ａは、ＲＯＩ内の各画素位置における複数のＴＩに対応する画像信号に基づいてカーブフィッティングを行う。ＩＲパルスを印加して画像信号を収集した場合におけるカーブフィッティングには、式（１）、式（２）又は式（３）等を用いることができる。この結果、ＲＯＩ内の各画素位置における曲線の時定数としてＴ１を求めることができる。

特に、ＩＲパルスの反転効率をパラメータとして含む式を用いてカーブフィッティングを行えば、ＩＲパルスの反転効率に起因する不完全な縦磁化の反転の影響が補償されたＴ１を求めることができる。また、隣接するＲ波間の間隔Ｔ_ＲＲをパラメータとして含む式を用いてカーブフィッティングを行えば、ＩＲパルスの印加直前における縦磁化の不完全な回復による影響が補償されたＴ１を求めることができる。

次にステップＳ４において、Ｔ１分布画像生成部４１Ｂは、ＲＯＩ内の各画素位置におけるＴ１を画素値とするＴ１分布画像データを生成する。Ｔ１分布画像データは、Ｔ１に対応する輝度値を割当てた画像データの他、Ｔ１に対応するカラースケールを用いたカラーコーディングによって生成することもできる。Ｔ１分布画像データをカラー画像データとして生成すれば、疾患部位の観察を容易にすることができる。

Ｔ１分布画像生成部４１Ｂにおいて生成されたＴ１分布画像データは、図１４に例示されるように表示装置３４に表示される。このため、ユーザは、表示装置３４に表示された心筋組織のＴ１分布画像を観察して診断を行うことができる。Ｔ１分布画像の観察によって十分な診断を行うことができる場合には、検査を終了することができる。

一方、続いて心臓のＤＥイメージングスキャンを実行することもできる。その場合には、入力装置３３からＤＥイメージングスキャンの実行指示が撮像条件設定部４０に入力される。このため、ステップＳ５の判定において撮像条件設定部４０は、ＤＥイメージングスキャンが実行されると判定する。

そして、ステップＳ６において、ＴＩ決定部４１Ｄにより、ＤＥイメージングスキャン用の撮像パラメータとして設定すべきＴＩの決定用の単一又は複数のＲＯＩが設定される。ＴＩの決定用のＲＯＩも、図１３に例示されるように心筋断面が描出された任意の画像データを参照画像データとして設定することができる。具体例として、Ｔ１分布画像データの生成用に収集された複数のＴＩに対応する複数フレームのＩＲ画像データから任意の１フレームのＩＲ画像データを参照画像データとして選択することができる。

次にステップＳ７において、ＴＩ決定部４１Ｄは、カーブフィッティングにより得られた、ＲＯＩ内の画素位置を代表する位置における曲線の値がゼロとなる時のＴＩを算出する。このため、複数のＲＯＩが設定されている場合には、複数のＲＯＩに対応する複数のＴＩが算出される。その場合には、複数のＴＩに基づいてＤＥイメージングスキャン用の１つのＴＩが決定される。例えば、複数のＴＩの平均値や複数のＴＩのうちの最も長いＴＩを、ＤＥイメージングスキャン用のＴＩとして決定することができる。そして、ＴＩ決定部４１Ｄにおいて決定されたＴＩは、撮像条件設定部４０のタイミング設定部４０Ｄに通知される。

次にステップＳ８において、ＴＩ決定部４１Ｄにおいて決定されたＴＩを撮像パラメータとするＤＥイメージングスキャンがＥＣＧ信号に同期して実行される。ＤＥイメージングスキャンによって収集されたＭＲ信号は、ｋ空間データ記憶部４２に形成されたｋ空間にｋ空間データとして配置される。

次にステップＳ９において、ＩＲ画像生成部４１Ｅは、ｋ空間データ記憶部４２に保存されたｋ空間データに基づく画像再構成処理によってＤＥ画像データを生成する。生成されたＤＥ画像データは、表示装置３４に表示される。このため、ユーザは、心臓のＴ１分布画像に加え、ＤＥ画像を観察して診断を行うことができる。

尚、図１５には、プレパルスとしてＩＲパルスが印加される場合が示されているがプレパルスとしてＳＡＴパルスを印加することもできる。また、Ｔ１分布画像データの生成用のＲＯＩ及びＴＩ決定用のＲＯＩの少なくとも一方を、ステップＳ１におけるＩＲイメージングスキャンに先だって設定しておくこともできる。

つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、カーブフィッティングによりＴ１を求めるための時系列のＭＲ信号を、単一のプレパルスの印加後に連続収集せずに、ＥＣＧ信号に同期して繰返し印加される複数のプレパルスの印加後に、すなわち異なるＲ波間Ｔ_ＲＲに順次収集するようにしたものである。また、プレパルスの効率やプレパルスの印加直前における縦磁化の不完全な回復による誤差を補償できるようにしたものである。更に、複数のプレパルスの印加後にそれぞれ収集されるＭＲ信号を、同一とみなせる心時相で収集できるようにしたものである。

このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、カーブフィッティング用の時系列のＭＲ信号を、適切な条件で収集することができる。その結果、より高精度かつ安定的な曲線を取得することができる。そして、より良好な精度で心臓のＴ１分布像を取得することができる。また、ＩＲ遅延造影イメージングに適切なＴＩを精度良く求めることもできる。

以上、特定の実施形態について記載したが、記載された実施形態は一例に過ぎず、発明の範囲を限定するものではない。ここに記載された新規な方法及び装置は、様々な他の様式で具現化することができる。また、ここに記載された方法及び装置の様式において、発明の要旨から逸脱しない範囲で、種々の省略、置換及び変更を行うことができる。添付された請求の範囲及びその均等物は、発明の範囲及び要旨に包含されているものとして、そのような種々の様式及び変形例を含んでいる。

２０ 磁気共鳴イメージング装置
２１ 静磁場用磁石
２２ シムコイル
２３ 傾斜磁場コイル
２４ ＲＦコイル
２５ 制御系
２６ 静磁場電源
２７ 傾斜磁場電源
２８ シムコイル電源
２９ 送信器
３０ 受信器
３１ シーケンスコントローラ
３２ コンピュータ
３３ 入力装置
３４ 表示装置
３５ 演算装置
３６ 記憶装置
３７ 寝台
３８ ＥＣＧユニット
４０ 撮像条件設定部
４０Ａ ＩＲパルス設定部
４０Ｂ 飽和パルス設定部
４０Ｃ シーケンス設定部
４０Ｄ タイミング設定部
４１ データ処理部
４１Ａ フィッティング部
４１Ｂ Ｔ１分布画像生成部
４１Ｃ 反転／飽和効率補償部
４１Ｄ 反転時間決定部
４１Ｅ ＩＲ画像生成部
４１Ｆ 表示処理部
４２ ｋ空間データ記憶部
４３ 画像データ記憶部
Ｐ 被検体

Claims (12)

1. 反転回復パルス又は飽和パルスを印加した後に磁気共鳴信号を収集するデータ収集手段と、
   前記反転回復パルスの反転効率に起因する不完全な縦磁化の反転を補償するための処理又は前記飽和パルスの飽和効率に起因する不完全な縦磁化の飽和を補償するための処理を含むデータ処理によって前記磁気共鳴信号に基づく磁気共鳴検査データを生成するデータ処理手段と
   を備える磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記データ収集手段は、生体信号に同期して前記反転回復パルス又は前記飽和パルスを印加した後に前記磁気共鳴信号を収集するデータ収集を、前記反転回復パルス又は前記飽和パルスの印加タイミングから前記磁気共鳴信号の収集タイミングまでの期間を前記期間が長くなる程、変化の間隔が長くなるように変化させながら複数回実行するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 生体信号に同期して反転回復パルス又は飽和パルスを印加した後に磁気共鳴信号を収集するデータ収集を、前記反転回復パルス又は前記飽和パルスの印加タイミングから前記磁気共鳴信号の収集タイミングまでの期間を前記期間が長くなる程、変化の間隔が長くなるように変化させながら複数回実行するデータ収集手段と、
   前記データ収集を複数回実行することによって収集された複数の磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴検査データを生成するデータ処理手段と
   を備える磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記データ収集手段は、生体信号に同期して前記反転回復パルス又は前記飽和パルスを印加した後に前記磁気共鳴信号を収集するデータ収集を、前記反転回復パルス又は前記飽和パルスの印加タイミングから前記磁気共鳴信号の収集タイミングまでの期間を変化させながら複数回実行するように構成され、
   前記データ処理手段は、前記データ収集を複数回実行することによって収集された複数の磁気共鳴信号又は前記複数の磁気共鳴信号に対応する複数の画像信号に基づくカーブフィッティングであって前記反転回復パルスの反転効率に起因する不完全な縦磁化の反転を補償するための式又は前記飽和パルスの飽和効率に起因する不完全な縦磁化の飽和を補償するための式を用いた前記カーブフィッティングにより得られる曲線の時定数を求めることによって時定数データを生成するように構成される請求項１乃至３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記データ処理手段は、前記カーブフィッティングにより得られる曲線の時定数を画素位置ごとに求めることによって縦緩和時間分布画像データを生成するように構成される請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記データ処理手段は、前記反転回復パルス又は前記飽和パルスの印加間隔に応じて回復する縦磁化の程度に起因する前記反転回復パルス又は前記飽和パルスの印加直後における縦磁化の変化を補正するための式を用いて前記カーブフィッティングを実行するように構成される請求項４又は５記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記データ処理手段は、局所励起によって収集された前記複数の磁気共鳴信号又は前記複数の画像信号に位相補正を行い、前記局所励起によって収集された前記位相補正後の複数の磁気共鳴信号の実部信号又は前記位相補正後における前記複数の画像信号の実部信号を用いて前記カーブフィッティングを行うように構成される請求項４乃至６のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記データ処理手段は、前記複数の磁気共鳴信号に対応する複数の画像信号に対して位相補正を行い、前記位相補正後における複数の絶対値画像信号の極性補正によって得られる複数の画像信号を用いて前記カーブフィッティングを行うように構成される請求項４乃至６のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記反転回復パルス又は前記飽和パルスの印加タイミングから前記磁気共鳴信号の収集タイミングまでの期間の変化の間隔を、撮像対象に応じて設定する間隔設定手段を更に備える請求項２又は３記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記データ収集手段は、心電信号の連続した複数心拍ごとに前記データ収集を実行するように構成される請求項２乃至９のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 前記データ収集手段は、心電信号の基準波から前記反転回復パルス又は前記飽和パルスまでの遅延時間を前記データ収集ごとに変えることによって、前記複数の磁気共鳴信号を予め決定した同一とみなせる心時相で収集するように構成される請求項２乃至１０のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
12. 前記データ処理手段は、前記反転回復パルスの反転効率に起因する不完全な縦磁化の反転を補償するための処理又は前記飽和パルスの飽和効率に起因する不完全な縦磁化の飽和を補償するための処理としてコントラストを調整する処理を実行することにより前記磁気共鳴検査データとして磁気共鳴画像データを生成するように構成される請求項１乃至１１のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。

Images