(57)【要約】【課題】  縦磁化回復の時定数であるＴ１値を計算するため、３Ｄの撮影が可能なＭＲＩ装置を提供する。【解決手段】  磁気共鳴イメージング装置（１０）は、被検体からのエコーデータを収集し三次元画像を再構成する。ＭＲＩ装置は、一定の縦磁化信号強度が生成されている定常状態における被検体の第１画像データを取得する第１シーケンス（Ｓ０１，Ｓ０２）と、１回の高周波反転パルスに続いて複数の高周波励起パルスで被検体の第２画像データを取得する第２シーケンス（Ｓ０３，Ｓ０４）と、第１画像データと第２画像データとの差分（Ｓ０５）に基づいて、Ｔ１値を算出するＴ１算出部（１７３）と、を備える。【選択図】  図２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体からのエコーデータを収集し二次元または三次元画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置であって、
一定の縦磁化信号強度が生成されている定常状態における前記被検体の第１画像データを取得する第１シーケンスと、
１回の高周波反転パルスに続いて複数の高周波励起パルスで前記被検体の第２画像データを取得する第２シーケンスと、
前記第１画像データと前記第２画像データとの差分に基づいて、Ｔ１値を算出するＴ１算出部と、
を備える磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記高周波励起パルスは、フリップ角が３°〜３０°である請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記定常状態とは、所定のフリップ角の高周波励起パルスを複数回印加して、信号強度が一定になった状態である請求項１又は請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記Ｔ１算出部は、
前記第１画像データと複数の前記第２画像データとを差分して対数化し且つ線形最小二乗法によって、前記複数の高周波励起パルスによる時間短縮効果を含む時定数Ｔ１＊値を算出する対数算出部と、
前記Ｔ１値を算出するため、前記時定数Ｔ１＊値を補正計算する補正算出部と、
有する請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記補正算出部は、前記高周波励起パルスのフリップ角に基づいて、前記時定数Ｔ１＊値を補正する請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記補正算出部は、前記高周波励起パルスの第１フリップ角αと前記第１フリップ角の所定倍の第２フリップ角ｒ×αに基づいて、前記時定数Ｔ１＊値を補正する請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記補正算出部は、実際に求められた前記高周波励起パルスのフリップ角に基づいて、前記時定数Ｔ１＊値を補正する請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記補正算出部は、前記高周波励起パルスの第１フリップ角αと前記第１フリップ角の所定倍の第２フリップ角ｒ×αにおける２つの前記定常状態における前記被検体の第１画像データに基づいて、前記時定数Ｔ１＊値を補正する請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
前記異なるフリップ角が３以上であり、異なる定常状態における前記被検体の第１画像データが３以上である請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
前記補正算出部は、前記異なるフリップ角が３°〜３０°である請求項８又は請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
前記被検体のｎ＋１番目の前記第２画像を画像再構成する際に、ｎ番目の前記第２画像データの一部を使って画像再構成する請求項１から請求項４のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。ｎは１以上の整数。
【請求項１２】
前記複数の高周波励起パルスにより前記被検体の第２画像データを取得するエコー時間は、脂肪のケミカルシフトによる位相が水と重なる時間と等しい請求項１から請求項１１のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１３】
ｎ番目の前記高周波反転パルスとｎ＋１番目の前記高周波反転パルスとのＩＲ間隔は、予想されるＴ１値と同等以下に設定される請求項１から請求項１２のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。ｎは１以上の整数。
【請求項１４】
ｎ番目の前記高周波励起パルスとｎ＋１番目の前記高周波励起パルスとの時間間隔は、４ｍ秒〜３０ｍ秒である請求項１から請求項１４のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。ｎは１以上の整数。
【請求項１５】
前記ｎ番目の前記高周波励起パルスとｎ＋１番目の前記高周波励起パルスとの時間間隔は可変であり、前記縦磁化信号強度の単位時間当たりの変化が大きい場合には前記時間間隔を短く、前記縦磁化信号強度の単位時間当たりの変化が小さい場合には前記時間間隔を長くする請求項１４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１６】
前記高周波反転パルスと１番目の前記高周波励起パルスとの時間間隔は、１００ｍ秒以上である請求項１から請求項１５のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１７】
前記前記高周波反転パルスの前後の一方又は両方に、横磁化を消失させる勾配磁場を発生するキラーパルスを印加する請求項１から請求項１５のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１８】
前記高周波反転パルスのフリップ角は、８０°から２８０°である請求項１から請求項１５のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１９】
前記高周波反転パルスのフリップ角は、１８０°である請求項１７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２０】
被検体からのエコーデータを収集し三次元画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置の演算部にインストールされるプログラムであって、
一定の縦磁化信号強度が生成されている定常状態における前記被検体の第１画像データを取得する第１取得処理と、
１回の高周波反転パルスに続いて複数の高周波励起パルスで前記被検体の第２画像データを取得する第２取得処理と、
前記第１画像データと前記第２画像データとの差分に基づいて、Ｔ１値を算出するＴ１計算処理と、
を前記演算部に実行させるためのプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、エコーを収集するためのデータ収集シーケンスを繰り返し、画像を生成するＭＲＩ（magnetic resonance imaging  磁気共鳴イメージング）装置、および磁気共鳴イメージング装置にインストールされるプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩ装置は、Ｔ１（縦緩和）強調画像、Ｔ２（横緩和）強調画像、又はＰＤ（プロトン密度）強調画像のように、画像のコントラストを用いて被検体の画像を生成している。これらの画像はコントラストであり、Ｔ１値、Ｔ２値、ＰＤの絶対値はわからないため、診断には放射線科医の知識と経験が必要である。そこで、縦磁化回復の時定数であるＴ１値を計算する方法が求められている。心臓や肝臓など比較的均質な部位では、２Ｄ（Dimention）の厚いスライスでＴ１値を計算する方法がすでに知られている。例えば特許文献１に示されるＭＲＩ装置では、Ｔ１値を計算するため、絶対値による縦磁化の信号強度のうち、実際は負の値となる信号強度を戻してから算出する方法を提案する。また、特許文献１の背景技術に記載されるように、Ｔ１値を計算するため、１８０度パルス（ＩＲパルス：inversion recovery pulse）の後に縦磁化がＴ１回復するまでを実際に撮像するＬｏｏｋ−Ｌｏｃｋｅｒ法が存在する。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開２００６−１４９５６３号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかし、特許文献１に開示された方法は、縦磁化回復を充分に待った後に１８０度パルス（ＩＲパルス）を印加する必要があり、撮影に時間がかかる。そのため特許文献１に開示された方法は、２Ｄの撮影に限られていた。特に頭蓋内、頸部、又は四肢関節などの領域は、パーシェアルボリューム（partial volume）効果が問題となるため、３Ｄの撮影が要求されている。３Ｄの撮影を行うためには、撮影時間を短縮化しなければならない。
【０００５】
そこで、本発明は、縦磁化回復の時定数であるＴ１値を計算するため、３Ｄの撮影が可能なＭＲＩ装置を提供する。またその撮影に必要なプログラムを提供する。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
第１の観点の磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置は、被検体からのエコーデータを収集し二次元画像又は三次元画像を再構成する。ＭＲＩ装置は、一定の縦磁化信号強度が生成されている定常状態における被検体の第１画像データを取得する第１シーケンスと、１回の高周波反転パルスに続いて複数の高周波励起パルスで被検体の第２画像データを取得する第２シーケンスと、第１画像データと第２画像データとの差分に基づいて、Ｔ１値を算出するＴ１算出部と、を備える。
【０００７】
第２の観点のＭＲＩ装置において、高周波励起パルスは、フリップ角が３°〜３０°である。
また、第３の観点のＭＲＩ装置において、定常状態とは、所定のフリップ角の高周波励起パルスを複数回印加して、信号強度が一定になった状態である。
【０００８】
第４の観点のＭＲＩ装置のＴ１算出部は、第１画像データと複数の第２画像データとを差分して対数化し且つ線形最小二乗法によって、複数の高周波励起パルスによる時間短縮効果を含む時定数Ｔ１＊値を算出する対数算出部と、Ｔ１値を算出するため、時定数Ｔ１＊値を補正計算する補正算出部と、有する。
第５の観点のＭＲＩ装置の補正算出部は、高周波励起パルスのフリップ角に基づいて、時定数Ｔ１＊値を補正する。
第６の観点のＭＲＩ装置の補正算出部は、高周波励起パルスの第１フリップ角αと第１フリップ角の所定倍の第２フリップ角ｒ×αに基づいて、時定数Ｔ１＊値を補正する。
【０００９】
第７の観点のＭＲＩ装置の補正算出部は、実際に求められた高周波励起パルスのフリップ角に基づいて、時定数Ｔ１＊値を補正する。
第８の観点のＭＲＩ装置の補正算出部は、高周波励起パルスの第１フリップ角αと第１フリップ角の所定倍の第２フリップ角ｒ×αにおける２つの定常状態における被検体の第１画像データに基づいて、時定数Ｔ１＊値を補正する。そして、異なるフリップ角が３以上であり、異なる定常状態における被検体の第１画像データが３以上であってもよい。補正算出部において、異なるフリップ角が３°〜３０°である。
【００１０】
第９の観点のＭＲＩ装置は、被検体のｎ＋１番目の第２画像を画像再構成する際に、ｎ番目の第２画像データの一部を使って画像再構成する。
第１０の観点のＭＲＩ装置において、複数の高周波励起パルスにより被検体の第２画像データを取得するエコー時間は、脂肪のケミカルシフトによる位相が水と重なる時間と等しい。
【００１１】
第１１の観点のＭＲＩ装置において、ｎ番目の高周波反転パルスとｎ＋１番目の高周波反転パルスとのＩＲ間隔は、予想されるＴ１値と同等以下に設定される。
第１２の観点のＭＲＩ装置において、ｎ番目の高周波励起パルスとｎ＋１番目の高周波励起パルスとの時間間隔は、４ｍ秒〜３０ｍ秒である。
第１３の観点のＭＲＩ装置において、ｎ番目の第２画像とｎ＋１番目の第２画像との時間間隔は可変であり、縦磁化信号強度の単位時間当たりの変化が大きい場合には時間間隔を短く、縦磁化信号強度の単位時間当たりの変化が小さい場合には時間間隔を長くする。
【００１２】
第１４の観点のＭＲＩ装置において、高周波反転パルスと１番目の高周波励起パルスとの時間間隔は、１００ｍ秒以上である。
第１５の観点のＭＲＩ装置は、高周波反転パルスの前後の一方又は両方に、横磁化を消失させる勾配磁場を発生するキラーパルスを印加する。
また、高周波反転パルスのフリップ角は、８０°から２８０°である。また、高周波反転パルスのフリップ角は、１８０°である。
【００１３】
第１６の観点のＭＲＩ装置用のプログラムは、被検体からのエコーデータを収集し三次元画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置の演算部にインストールされる。そのプログラムは、一定の縦磁化信号強度が生成されている定常状態における被検体の第１画像データを取得する第１取得処理と、１回の高周波反転パルスに続いて複数の高周波励起パルスで被検体の第２画像データを取得する第２取得処理と、第１画像データと第２画像データとの差分に基づいて、Ｔ１値を算出するＴ１計算処理と、を演算部に実行させる。
【発明の効果】
【００１４】
本発明の磁気共鳴イメージング装置及びプログラムによれば、縦磁化回復の時定数であるＴ１値を測定することで、Ｔ１値の絶対値から被検体の組織の素性が判別でき、ついては医師の診断材料となりえる。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】本実施の形態の磁気共鳴イメージング装置１０の概略構成図である。
【図２】Ｔ１値算出部１７３のフローチャートである。
【図３】定常状態の信号強度Ｓststを得るためのグラジエントエコーの第１シーケンスパルスＳＱ１である。
【図４】（ａ）は、グラジエントエコーの第２シーケンスパルスＳＱ２である。  （ｂ）は、複数のエコーデータに基づいて信号強度Ｓ（ＴＩ(n)）を算出する概念図である。
【図５】第２シーケンスＳＱ２による励起状態startから定常状態ststにもどるＴ１緩和時間のグラフである。
【図６】（ａ）は、フリップアングルα０度のパルス、フリップアングルｒ×α０度のパルスを含む第２シーケンスＳＱ２である。  （ｂ）は、ＴＲ間隔ＴＲ３（ＴＲ０）のパルスとＴＲ間隔ＴＲ５（ｒ×ＴＲ０）のパルスとを含む第２シーケンスＳＱ２である。
【図７】フリップアングルｒ１×α０度とフリップアングルｒ２×α０度とを含む第１シーケンスＳＱ１である。
【図８】ビューシェアリングを示した図である。
【図９】信号強度Ｓ（ＴＩ（ｎ））と信号強度Ｓ（ＴＩ（ｎ＋１））との反転時間間隔ＴＳが、徐々に長くなっていく概念図である。
【図１０】信号強度Ｓ（ＴＩ（ｎ））と信号強度Ｓ（ＴＩ（ｎ＋１））との反転時間間隔ＴＳが、徐々に短くなっていく概念図である。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて詳細に説明する。なお、本発明の技術的範囲はこれらの形態に限られるものではない。
＜磁気共鳴イメージング装置の構成＞
【００１７】
図１は本実施の形態の磁気共鳴イメージング装置１０の概略構成図である。図１を参照して、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１０の構成及びその基本動作について述べる。
【００１８】
本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１０は、マグネットシステム１００、勾配コイル駆動部１３０、ＲＦコイル駆動部１４０、データ収集部１５０、シーケンス制御部１６０、演算部１７０、表示部１８０及び操作部１９０を有する。
【００１９】
マグネットシステム１００は、主磁場コイル部１０２、勾配コイル部１０６及びＲＦコイル部１０８を有している。これら各コイル部は概ね円筒状の形状を有し、概ね円柱状のボアに互いに同軸状に配置されている。ボア内には被検体ＨＢが寝台１１０に載置されており、寝台１１０は、撮影部位に応じて、マグネットシステム１００内のボア内を移動可能になっている。
【００２０】
主磁場コイル部１０２は、マグネットシステム１００の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は、概ね被検体ＨＢの体軸の方向に平行であり水平磁場を形成する。主磁場コイル部１０２は、通常、超伝導コイルを用いて構成されるが、超伝導コイルに限らず永久磁石等を用いて構成してもよい。
【００２１】
勾配コイル部１０６は、互いに直交する３軸、すなわち、スライス軸、位相軸及び周波数軸の方向において、それぞれ主磁場コイル部１０２によって形成された静磁場強度に勾配を持たせるための３種の勾配磁場を発生する。勾配コイル部１０６は、スライス軸、位相軸及び周波数軸用に図示しない３系統の勾配コイルを有する。このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部１０６は、３系統の駆動回路を有する勾配コイル駆動部１３０に接続されている。勾配コイル駆動部１３０は、勾配コイル部１０６に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。
【００２２】
スライス軸方向の勾配磁場をスライス勾配磁場と言い、位相軸方向の勾配磁場を位相エンコード勾配磁場（又はフェーズエンコード勾配磁場）と言い、周波数軸方向の勾配磁場をリードアウト勾配磁場（又は周波数エンコード勾配磁場）と言う。
【００２３】
三次元直交座標系において、静磁場空間における互いに直交する座標軸をＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸としたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。本実施形態においては、スライス軸を被検体ＨＢの体軸の方向をＺ軸方向とし、残り２軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。なお、スライス軸、位相軸及び周波数軸は、相互間の直交性を保ったまま、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。
【００２４】
ＲＦコイル部１０８は、静磁場空間に被検体ＨＢの体内のスピンを励起するための高周波磁場を形成する。高周波磁場を形成することをＲＦ励起信号の送信といい、ＲＦ励起信号をＲＦパルスという。ＲＦコイル部１０８には、ＲＦコイル駆動部１４０が接続されており、ＲＦコイル駆動部１４０は、ＲＦコイル部１０８に駆動信号を与えてＲＦパルスを送信する。励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号は、ＲＦコイル部１０８によって受信される。ＲＦコイル部１０８には、データ収集部１５０が接続されている。データ収集部１５０は、ＲＦコイル部１０８が受信したエコーデータ（又はＭＲ受信信号）をデジタルデータとして収集する。
【００２５】
ＲＦコイル部１０８で検出し、データ収集部１５０で収集した磁気共鳴信号は、周波数ドメイン（周波数領域）、例えばフーリエ空間の信号となる。位相軸方向及び周波数軸方向の勾配により、磁気共鳴信号のエンコードを２軸で行うので、磁気共鳴信号は、たとえば、周波数空間をフーリエ空間で例示すると、二次元フーリエ空間における信号として得られる。二次元フーリエ空間をｋ空間（K-space）ともいう。位相（フェーズ）エンコード勾配磁場及び周波数エンコード（リードアウト）勾配磁場は、二次元フーリエ空間における信号のサンプリング位置を決定する。また、磁気共鳴信号のエンコードを３軸で行うと三次元フーリエ空間における信号として得られる。三次元フーリエ空間のｋ空間を取得することで３Ｄ撮影が行われる。３Ｄのｋ空間から作成する画像は、パーシェアルボリューム効果が少ない正確なＴ１値の絶対値が計測可能となる。
【００２６】
シーケンス制御部１６０は、勾配コイル駆動部１３０、ＲＦコイル駆動部１４０及びデータ収集部１５０に接続されている。シーケンス制御部１６０は、操作者に入力された撮影条件、すなわち撮影プロトコルに従い、勾配コイル駆動部１３０及びＲＦコイル駆動部１４０を駆動させる。
【００２７】
表示部１８０は、グラフィックディスプレー等で構成されている。表示部１８０は、演算部１７０に接続されている。表示部１８０は、操作画面、及び画像再構成された画像などを表示することができる。
【００２８】
操作部１９０は、ポインティングデバイスを備えたキーボード等で構成される。操作部１９０は、演算部１７０に接続されている。操作部１９０は、操作者によって表示部１８０を介して操作される。操作部１９０は、キーボード等の代わりに表示部１８０にタッチパネルを配置してもよい。
【００２９】
演算部１７０の主な構成は、記憶部１７２及びＴ１値算出部１７３で構成され、各種データの処理、Ｔ１値の算出及びプログラムの実行が行われる。記憶部１７２は、算出された値を記憶したり、所定のＲＦパルスのシーケンスが記憶したりする。すなわち、演算部１７０にＴ１値の算出するプログラムがインストールされ、磁気共鳴イメージング装置１０は、被検体からのエコーデータを収集し三次元画像を再構成する。
【００３０】
Ｔ１値算出部１７３は、対数算出部１７３Ｌと補正算出部１７３Ｒとを有する。Ｔ１値算出部１７３は、所定のシーケンスで得た三次元のｋ空間のデータからＴ１値の算出を行う。三次元のｋ空間のデータ、各種撮影プロトコル、各種プログラムは、記憶部１７２に保存され、適宜読み出しと書き込みが行われる。以下は、本実施形態のＴ１値算出部１７３によるＴ１値の算出方法を示す。
【００３１】
＜Ｔ１値の算出方法＞
図２は、Ｔ１値算出部１７３のフローチャートである。
【００３２】
ステップＳ０１において、演算部１７０は、第１シーケンスＳＱ１を読み出し、ＲＦコイル駆動部１４０（図１を参照。）を介して、ＲＦパルスを印加する。第１シーケンスＳＱ１は、１８０度パルス（ＩＲパルス）を印加しないグラジエントエコー系のシーケンスである。図３は、グラジエントエコー（Gradient Echo）のパルス系列である。図示されるように、例えば、フリップアングル（flip angle）がα１度のパルスＰＬ１を用い、ＴＲ(repetition time)間隔がＴＲ１で繰り返し撮影する方法である。ＴＲ１は、３０ｍｓｅｃ以下に設定される。
【００３３】
第１シーケンスＳＱ１は、三次元のｋ空間のデータを収集するため、３Ｄグラジエントエコー（3D gradient echo）系の撮影シーケンスが用いられる。３Ｄグラジエントエコー系のシーケンスは、例えば、ＧＲＡＳＳ（gradient recalled acquisition with steady state）、ＳＰＧＲ（spoild GRASS）、又はbalancedＳＳＦＰ(steady state free precession)などである。
【００３４】
また、第１シーケンスＳＱ１の高周波励起パルスＰＬ１のフリップアングルα１度は、例えば３°から３０°である。第１シーケンスのパルスＰＬ１のフリップアングルは、小さすぎるとＳＮＲ（signal to noise ratio）が下がり、大きすぎるとエルンストアングル（ernst angle）から外れてしまう。このため、α度パルスのフリップアングルは、３°から３０°が好ましく、できれば５°から１０°に設定するのが好適である。
【００３５】
なお、下段には、位相エンコードＰＥ１のタイミングを図示している。位相エンコードＰＥ１は、パルスＰＬ１ごとに位相エンコードＰＥ１ａと位相エンコードＰＥ１ｂとの２回行われる。位相エンコードＰＥ１ａと位相エンコードＰＥ１ｂとは、逆位相にし、１回目の位相エンコードＰＥ１ａが次のパルスＰＬ１に影響しないよう逆位相の位相エンコードＰＥ１ｂが行われる。また、第１シーケンスＳＱ１は、フリップアングルをｒ倍に設定したｒ×α１度のパルスＰＬ１１を用いることもできる。
【００３６】
図２に戻り、ステップＳ０２において、Ｔ１値算出部１７３は、第１シーケンスによるフリップアングルがα１度又はｒ×α１度等の定常状態（steady state）の信号強度Ｓの縦磁化信号強度を算出する。Ｔ１値算出部１７３は、定常状態の信号強度Ｓststの縦磁化信号強度を短時間で算出できる。算出された定常状態の信号強度Ｓststの縦磁化信号強度は、記憶部１７２に記憶される。
【００３７】
ステップＳ０３において、Ｔ１値算出部１７３は、第２シーケンスＳＱ２を呼び出す。第２シーケンスＳＱ２は、図４（ａ）で示されるように、グラジエントエコーのパルス系列である。図示されるように、第２シーケンスＳＱ２は、１８０度パルスＩＲｐ、及びフリップアングルがα２度の高周波励起パルスＰＬ２を用いる。１８０度高周波反転パルスＩＲｐは、ＩＲ（inversion recovery）間隔ＩＲｔで繰り返し、パルスＰＬ２は、ＴＲ間隔ＴＲ２で繰り返し送信される。１８０度パルスＩＲｐの次に送信するパルスＰＬ２までの待ち時間をＷＴとする。なお、下段には、位相エンコードＰＥ２のタイミングを図示している。第２シーケンスＳＱ２は、第１シーケンスＳＱ１と同様なパルスを使用する。第１シーケンスＳＱ１と第２シーケンスＳＱ２とは、１８０度パルスＩＲｐの有無の違い、及びパルスＰＬ１の回数又はパルスＰＬ２の回数の違いである。
【００３８】
第２シーケンスＳＱ２のパルスＰＬ２のフリップアングルα２度も、第１シーケンスＳＱ１のフリップアングルα１と同様に設定される。
【００３９】
また１８０度パルスＩＲｐと１８０度パルスＩＲｐとの間隔であるＩＲ（inversion recovery）間隔ＩＲｔは、短い時間であり、Ｔ１値と同程度かそれ以下の時間（例えば１秒程度）である。ＩＲ間隔ＩＲｔが短いため、必然的に、ＴＲ間隔のＴＲ２も短く、ＴＲ２は、３０ｍｓｅｃ以下に設定される。ＴＲ２は、Ｔ１値より充分に短い時間、例えば４〜３０ｍｓｅｃが望ましく、Ｔ１短縮効果が強くなりすぎない４〜８ｍｓｅｃが好適である。このため、第２シーケンスは、高速な撮影が可能である。また、１８０度パルスＩＲｐと最初のパルスＰＬ２との間隔ＷＴ１は、横磁化の影響を減らすため１００ｍｓｅｃ以上が好ましい。また最後のパルスＰＬ２と次の１８０度パルスＩＲｐとの間隔ＷＴ２は、横磁化の影響を減らすため１００ｍｓｅｃ以上が好ましい。
【００４０】
第２シーケンスは、十分にＴ１回復するのを待たずにパルスＰＬ２が何度も被検体に印加されるため、Ｔ１短縮効果によりＴ１値が小さくなる。この小さくなったＴ１値を縦磁化回復の時定数であるＴ１＊値とする。Ｔ１値算出部１７３の補正算出部１７３Ｒは、Ｔ１＊値を補正して正確なＴ１値を算出する。Ｔ１＊値を補正して正確なＴ１値を算出する方法は、後述する。
【００４１】
なお、図示しないが、第２シーケンスのＴＥ（echo time）は、脂肪のケミカルシフトの影響を避け、水と脂肪の位相が揃うインフェーズ（in phase）画像を取得する。このため、脂肪のケミカルシフトによる位相が水と重なる時間、４．６ｍｓｅｃにすることが好適である。
【００４２】
図２にもどり、ステップＳ０４では、Ｔ１値算出部１７３が信号強度Ｓ（ＴＩ(n)）を算出する。具体的には、図４（ｂ）で示されるように、第２シーケンスでパルスＰＬ２が被検体に印加されるごとにエコーデータを取得する。つまり、ＲＦコイル部１０８は、第２シーケンスＳＱ２に基づいたＲＦパルスＰＬ２を印加し、データ収集部１５０は、ＲＦパルスＰＬ２に基づくエコーデータを収集する。そして、Ｔ１値算出部１７３は、複数のエコーデータに基づいて信号強度Ｓ（ＴＩ(n)）を算出する。図４（ｂ）では、Ｔ１値算出部１７３は、３つのエコーデータに基づいてｋスペースを埋めて、縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ１）、Ｓ（ＴＩ２）、Ｓ（ＴＩ３）、…Ｓ（ＴＩ(n)）…を算出している。算出された縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ１）、Ｓ（ＴＩ２）等は、それらの隣同士の反転時間間隔ＴＳは、均等である。
【００４３】
図５は、第２シーケンスＳＱ２による励起状態から定常状態にもどるＴ１緩和時間のグラフである。縦軸は、励起状態の縦磁化信号強度Ｓstartから定常状態の縦磁化信号強度Ｓststを示し、横軸は、時間ｔを示す。遷移状態Ｓtraにおいて、縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ(n)）が何度も算出される。例えば３回のパルスＰＬ２で得られるエコーデータに基づいて画像が再構成され、反転時間ＴＩ（ｎ）における縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ(n)）が算出される。反転時間ＴＩ（ｎ−１）及び反転時間ＴＩ（ｎ＋１）のパルスＰＬ２で得られるエコーデータが、ｋスペースの周囲の信号を埋め、反転時間ＴＩ（ｎ）のパルスＰＬ２で得られるエコーデータがｋスペースの中央の信号を埋める。
【００４４】
図２にもどり、ステップＳ０５において、Ｔ１値算出部１７３は、ステップＳ０２で算出した定常状態の信号強度ＳststからステップＳ０４で算出した信号強度Ｓ（ＴＩ(n)）を差分する。
ステップＳ０６において、Ｔ１値算出部１７３は、Ｔ１＊値を算出する。
ステップＳ０７において、Ｔ１値算出部１７３は、Ｔ１＊値を補正してＴ１値を算出する。
【００４５】
以下は、ステップＳ０５からステップＳ０７におけるＴ１値算出部１７３のＴ１値の算出方法の詳細を示す。
【００４６】
ｎ個目の反転時間ＴＩ(n)における信号強度Ｓ（ＴＩ(n)）は、数式０１で表せる。数式０１は、Ｌｏｏｋ−Ｌｏｃｋｅｒの信号強度式である。また、Ｔ１＊値は、Ｔ１値が短縮効果により小さくなった値である。
【数１】
2013192578.tif 000003
…数式０１
【００４７】
本実施形態のＴ１値算出方法は、図２のステップＳ０２の第１シーケンスＳＱ１で定常状態の信号強度Ｓststを算出する。また、ステップＳ０４の第２シーケンスで信号強度Ｓ（ＴＩ(n)）を算出する。
【００４８】
図２のステップＳ０５において、Ｔ１値算出部１７３の対数算出部１７３Ｌは、第１シーケンスの定常状態の信号強度Ｓststから第２シーケンスの信号強度Ｓ（ＴＩ(n)）を差分し、差分した数式０１のｌｏｇをとる。すると数式０１は、数式０２となる。
【数２】
2013192578.tif 000004
…数式０２
【００４９】
数式０２において、定常状態の信号強度Ｓststは既知となっている。このため、ステップＳ０６において、Ｔ１値算出部１７３は、数式０２を使い２変数の線形最小自乗法で容易に励起状態ＳstartとＴ１＊値とを算出できる。なお、励起状態の信号強度Ｓstartは、ＩＲ間隔ＩＲｔごとに同じ値であればよく、Ｔ１が回復する時間を多くとる必要がない。また、信号強度Ｓ（ＴＩ(n)）が小さくても数式０２のＳstst−Ｓ（ＴＩ(n)）は、大きな値になるため、信号ノイズ率ＳＮＲもよい。これにより、Ｔ１値算出部１７３は、ＩＲ間隔ＩＲｔの短い第２シーケンスを使ってＴ１＊値を算出できる。
【００５０】
なお、数式０１のまま、第１シーケンスで定常状態の信号強度Ｓststを求めることなく、Ｔ１＊値を算出すると以下の問題が生じる。
信号強度Ｓ（ＴＩ（ｎ））を算出する際、信号強度Ｓ（ＴＩ（ｎ））の値が０に近いと測定誤差が大きいため、反転時間ＴＩをできるだけ長くする必要がある。例えば反転時間ＴＩ（ｎ＋ｍ）にして定常状態の信号強度Ｓststに近い信号強度Ｓ（ＴＩ（ｎ＋ｍ））を算出する必要がある。反転時間ＴＩ（ｎ＋ｍ）は、十分にＴ１が回復する時間であるため、図４で示されたＩＲ間隔ＩＲｔがＴ１値の３〜５倍程度になる。ＩＲ間隔ＩＲｔが長くなると撮影時間が長くなり、３Ｄの撮影に不向きである。また、数式０１は、励起状態Ｓstart、定常状態の信号強度Ｓstst及びＴ１＊値の３変数が不明であるため、非線形最小自乗法などで求める必要がある。また、数式０１は、３変数であるため、測定誤差の影響を受けやすい短所がある。
【００５１】
〈補正方法〉
算出されたＴ１＊値は、Ｔ１短縮効果の影響を受けており、正確なＴ１値ではない。このためＴ１値算出部１７３の補正算出部１７３Ｒは、Ｔ１＊値を補正し、正確なＴ１値を算出する。以下は、ステップＳ０７で行う補正方法を説明する。
【００５２】
例えば、３Ｄグラジエントエコー系のシーケンスがＳＰＧＲの場合、遷移状態でＴ１短縮効果を受けたＴ１＊値は、数式０３で表すことができる。
【数３】
2013192578.tif 000005
…数式０３
【００５３】
フリップアングルのα度が充分に小さい場合、数式０３は、線形近似により数式０４となる。
【数４】
2013192578.tif 000006
…数式０４
数式０３と数式０４とから数式０５が導ける。
【数５】
2013192578.tif 000007
…数式０５
【００５４】
補正算出部１７３Ｒは、算出されたＴ１＊値、フリップアングルのα度、ＲＦパルスのＴＲ間隔は既知であるため、数式０５に基づいてＴ１値を算出できる。
【００５５】
また、３Ｄグラジエントエコー系のシーケンスがBalancedＳＳＦＰの場合、Ｔ１短縮効果を受けた縦磁化回復の時定数Ｔ１＊値は、数式０６となる。なお、数式０６は、静磁場不均一がなくＲＦをチョッピング（chopping）しており、フリップアングルのα度が充分に小さい場合の数式である。ここで、Ｔ２は横緩和時間である。
【数６】
2013192578.tif 000008
…数式０６
数式０６から仮にαとＴ２とが既知であれば、Ｔ１値が算出できる。
【００５６】
同様に、３Ｄグラジエントエコー系のシーケンスがＧＲＡＳＳの場合は、Ｔ１短縮効果を受けた縦磁化回復の時定数Ｔ１＊値は、数式０７となる。なお、数式０７は、フリップアングルのα度が充分に小さく、ＴＲ間隔がＴ１より充分に小さい場合の数式である。
【数７】
2013192578.tif 000009
…数式０７
数式０７からＴ１値が算出できる。なお、Ｃ１は、フリップアングルに依存しないＴ１値及びＴ２値に依存する変数である。
【００５７】
上記数式０５、数式０６及び数式０７に示されたように、ＳＰＧＲ、BalancedＳＳＦＰ、及びＧＲＡＳＳにおいて、Ｔ１値は、Ｔ１＊値を補正して算出することが可能である。しかし、BalancedＳＳＦＰの場合において、静磁場不均一が発生しているオフレゾナント（off resonant）の場合は、遷移状態Ｓtraで振動が発生し、Ｔ１＊値が一定しない。また、大きな横磁化が存在する場合、ＳＰＧＲの遷移状態Ｓtraで振動が発生し、Ｔ１値が一定しない。
【００５８】
しかし、ＳＰＧＲの場合、遷移状態Ｓtraの振動を抑えることができる。具体的には、横磁化の影響を減らすために１８０度パルス（ＩＲパルス）の前後の待ち時間ＷＴ１及びＷＴ２を長くし、横磁化をＴ２減衰させる方法、１８０度パルス（ＩＲパルス）の前後に大きなキラーグラジエント（killer gradient）を置き、横磁化をディフェーズ（dephase）させる方法などで、遷移状態Ｓtraの振動を抑えることができる。
【００５９】
横磁化をＴ２減衰させる方法では、１８０度パルスＩＲｐの前後の待ち時間ＷＴ１、及びＷＴ２は、１００ｍｓｅｃ程度であることが望ましい。また、横磁化をディフェーズさせる方法では、ＩＲパルスの前後に1ピクセル（pixel）で４〜８π程度に横磁化をディフェーズさせるのが望ましい。
【００６０】
同様に、ＧＲＡＳＳ及びＳＰＧＲの場合において、ＴＩ(n)が０に近い場合、又はＴ２値が長い場合は、遷移状態Ｓtraで振動が発生し、Ｔ１＊値が一定しない。つまり、３Ｄグラジエントエコー系のシーケンスが、BalancedＳＳＦＰ、ＧＲＡＳＳ及びＳＰＧＲの場合には、Ｔ１値を単純に上記数式０５、数式０６及び数式０７で算出することが難しい。そこで以下のような補正方法１から補正方法３を適用する。
【００６１】
（補正方法１）
補正方法１は、フリップアングルが異なるシーケンスを用いて２種類のＴ１＊値から、Ｔ１値を求める。この補正方法１は、ＳＰＧＲ、BalancedＳＳＦＰ、及びＧＲＡＳＳの区別なく用いることができる。
【００６２】
例えば、補正方法１は、図２のステップＳ０３において、第２ＡシーケンスＳＱ２ａ及び第２ＢシーケンスＳＱ２ｂを含む第２シーケンスＳＱ２で撮影する。図６（ａ）は、第２シーケンスＳＱ２（第２ＡシーケンスＳＱ２ａ、第２ＢシーケンスＳＱ２ｂ）を示した図である。第２ＡシーケンスＳＱ２ａは、パルスＰＬ３のフリップアングルがα０度であり、第２ＢシーケンスＳＱ２ｂは、パルスＰＬ４のフリップアングルがｒ×α０度である。例えば、ｒは、自然数である。第２ＡシーケンスＳＱ２ａと第２ＢシーケンスＳＱ２ｂとは、１８０度パルスＩＲｐ、ＩＲ間隔ＩＲｔ、ＴＲ間隔ＴＲ３、及び待ち時間ＷＴ３、ＷＴ４が同じである。
【００６３】
第２ＡシーケンスＳＱ２ａのフリップアングルα０度、及び第２ＢシーケンスＳＱ２ｂのフリップアングルｒ×α０度を、ＳＰＧＲの場合の数式０５、BalancedＳＳＦＰの場合の数式０６、又はＧＲＡＳＳの場合の数式０７にそれぞれ代入する。すると、数式０５、数式０６又は数式０７は、それぞれ数式０８及び数式０９が成り立つ。
【数８】
2013192578.tif 000010
…数式０８
【数９】
2013192578.tif 000011
…数式０９
【００６４】
数式０８のＣ１と数式０９のＣ１の共通項から、数式０８のＣ１を数式０９に代入すると数式１０が求まる。
【数１０】
2013192578.tif 000012
…数式１０
【００６５】
補正算出部１７３Ｒは、数式１０に基づいてＴ１＊値からＴ１値を求めることができる。なお、balancedＳＳＦＰの場合は、この式からＴ１値を求めることができる。
【００６６】
また、補正方法１は、図２のステップＳ０３において、第２ＡシーケンスＳＱ２ａ及び第２ＣシーケンスＳＱ２ｃを含む第２シーケンスＳＱ２で撮影することも可能である。図６（ｂ）は、第２シーケンスＳＱ２（第２ＡシーケンスＳＱ２ａ、第２ＣシーケンスＳＱ２ｃ）を示した図である。第２ＡシーケンスＳＱ２ａは、そのパルスＰＬ３がＴＲ間隔ＴＲ３（ＴＲ０）であり、第２ＣシーケンスＳＱ２ｃは、パルスＰＬ５がＴＲ間隔ＴＲ５（ｒ×ＴＲ０）である。ｒは、自然数である。第２ＡシーケンスＳＱ２ａと第２ＣシーケンスＳＱ２ｃとは、１８０度パルスＩＲｐ、ＩＲ間隔ＩＲｔ、フリップアングルα、及び待ち時間ＷＴ３、ＷＴ４が同じである。
【００６７】
数式０５のＴＲに、ＴＲ０を代入すると数式１１になる。
【数１１】
2013192578.tif 000013
…数式１１
また、数式０５のＴＲに、ｒ×ＴＲ０を代入すると数式１２になる。
【数１２】
2013192578.tif 000014
…数式１２
数式１１と数式１２とから数式１３が導ける。
【００６８】
【数１３】
2013192578.tif 000015
…数式１３
補正算出部１７３Ｒは、算出されたＴ１＊０ｒ値、Ｔ１＊０値から、数式１３に基づいてＴ１値を算出できる。
【００６９】
（補正方法２）
補正方法２は、フリップアングルのα度を求めることでＴ１値を算出する方法である。フリップアングルは、３Ｄの場合のＲＦパルスのスライス（slice）形状、ＲＦ送信コイルの送信感度分布、３Ｔ（Tesla）以上のＭＲＩ装置では、ダイエレクトリックエフェクト（dielectric effect）などにより、位置依存性があることが知られている。
【００７０】
例えば、ＳＰＧＲの場合、実際のフリップアングルα度が求まると数式０３の変数がＴ１のみになるため、補正算出部１７３Ｒは、Ｔ１＊値からＴ１値を求めることができる。実際のフリップアングルα度を求める方法として、ダブルＴＲ（double TR）法などがある。ダブルＴＲ法は、二つの同じＲＦパルスを２つの異なるＴＲ間隔で印加するシーケンスを印加することにより、フリップアングルα度を求めることができる。
【００７１】
具体的には、Magnetic Resonance in Medicine 57:192-200 (2007)の“Actual Flip-Angle Imaging in the Pulsed Steady State: A Method for Rapid Three-Dimensional Mapping of the Transmitted Radiofrequency Field”（著者Vasily L. Yarnykh）に開示されている。
【００７２】
（補正方法３）
補正方法３は、２つ以上の定常状態の信号強度Ｓststを撮像することにより、Ｔ１を算出する方法である。例えば、補正方法３は、図２のステップＳ０１において、第１ＡシーケンスＳＱ１ａ及び第２ＢシーケンスＳＱ１ｂを含む第１シーケンスＳＱ１で撮影する。図７は、第１ＡシーケンスＳＱ１ａ及び第１ＢシーケンスＳＱ１ｂのパルス図である。第１ＡシーケンスＳＱ１ａのパルスＰＬ６は、ｒ１×α０度のフリップアングルが使用され、第１ＢシーケンスＳＱ１ｂのパルスＰＬ７は、ｒ２×α０度のフリップアングルが使用される。パルスＰＬ６はＴＲ間隔ＴＲ６であり、パルスＰＬ７もＴＲ間隔ＴＲ６である。なお、ｒ１及びｒ２は、自然数が好適である。
【００７３】
数式１４は、ＳＰＧＲにおけるフリップアングルがｒ×α０度の定常状態の信号強度Ｓststの信号強度式である。なお、Ｍ０は、基底状態の磁化強度である。
【数１４】
2013192578.tif 000016
…数式１４
【００７４】
数式１４において、ＴＲがＴ１より充分に小さく、フリップアングルのα０度が十分小さいと仮定すると、数式１４の分母及び分子にある項は、数式１５、数式１６及び数式１７に近似できる。
【数１５】
2013192578.tif 000017
…数式１５
【数１６】
2013192578.tif 000018
…数式１６
【数１７】
2013192578.tif 000019
…数式１７
【００７５】
数式１４に数式１５、数式１６及び数式１７を代入し近似すると数式１８になる。
【数１８】
2013192578.tif 000020
…数式１８
【００７６】
数式１８に数式０５を代入すると数式１９になる。
【数１９】
2013192578.tif 000021
…数式１９
【００７７】
第１ＡシーケンスＳＱ１ａのフリップアングルを１×α０度、第１ＢシーケンスＳＱ１ｂのフリップアングルがｒ×α０度として、２つの定常状態で撮影した場合を仮定する。そして、その２つの定常状態を数式１９に入れ、それらの比をとると、基底状態の磁化強度Ｍ０とアングルα０度とを消すことができ、数式２０が成り立つ。
【数２０】
2013192578.tif 000022
…数式２０
【００７８】
数式２０から数式２１に変形することができる。
【数２１】
2013192578.tif 000023
…数式２１
【００７９】
補正算出部１７３Ｒは、数式２１に基づいて、Ｔ１＊値からＴ１値を求めることができる。
【００８０】
（補正方法４）
前述の補正方法３では、フリップアングルがα０の第１ＡシーケンスＳＱ１ａと、フリップアングルがｒ×α０の第１ＢシーケンスＳＱ１ｂの２種類のフリップアングルを使用した場合を説明した。補正方法４は、フリップアングルがｒ１×α０の第１ＡシーケンスＳＱ１ａ、フリップアングルがｒ２×α０度の第１ＢシーケンスＳＱ１ｂ、及びフリップアングルがｒ３×α０の第１ＣシーケンスＳＱ１ｃの３種類のフリップアングルを使用した場合である。なお、ｒ１、ｒ２、及びｒ３は、自然数とする。
【００８１】
数式１９に示したｒが、ｒ１、ｒ２、及びｒ３の３種類になった場合、数式１９の分母にＴ１/Ｔ１＊及びｒが含まれるため、２つの非線形の最小自乗法を使わなければならいない。これでは測定誤差の影響を受け易い。ｒ１、ｒ２及びｒ３が消去されるように数式を変更する。具体的には、２つの変数ｘ１及びｘ２を数式２２及び数式２３で置きなおす。
【数２２】
2013192578.tif 000024
…数式２２
【数２３】
2013192578.tif 000025
…数式２３
【００８２】
数式２２及び数式２３を数式１９に代入して、分子と分母を逆転すると数式２４となる。
【数２４】
2013192578.tif 000026
…数式２４
最小自乗法のコストファンクション（cost function）Ｆを数式２５のように設定する。
【数２５】
2013192578.tif 000027
…数式２５
【００８３】
数式２５より、不明な変数は、ｘ１、及びｘ２の２つとなり、２つの変数の線形最小自乗法に置きなおすことができる。この場合、コストファンクションＦの分子側に定常状態の信号強度Ｓstst(r)があるため、定常状態の信号強度Ｓstst(r)が小さくても発散しない。そこで、コストファンクションＦをｘ１及びｘ２で偏微分した結果が０となるｘ１及びｘ２を求めることができる。このｘ１、ｘ２を用いて、数式２６よりＴ１値を求めることができる。
【数２６】
2013192578.tif 000028
…数式２６
【００８４】
フリップアングルがｒ１×α０度、ｒ２×α０度、及びｒ３×α０度の３種類を用いたが、フリップアングルは、小さすぎるとＳＮＲが下がり、大きすぎると数式から外れてしまうため、ｒ１×α０度が５度、ｒ２×α０度が１０度、及びｒ３×α０度が１５度程度になるような３種類のシーケンスを用いるのが好適である。
【００８５】
以上に示されたように、補正方法３及び補正方法４によるＴ１値の算出方法は、正確なフリップアングルがわからなくても、Ｔ１＊値からＴ１値を求めることができる。
【００８６】
＜変形例１＞
【００８７】
上述したＴ１値の算出方法は、撮影時間を短縮するためにビューシェアリング（view sharing）の手法を用いてもよい。
【００８８】
図８は、ビューシェアリングを示した図である。
Ｔ１値算出部１７３は、例えば５回のパルスＰＬ２で得られるエコーデータに基づいて信号強度Ｓ（ＴＩ(n)）を算出すると仮定する。反転時間ＴＩ１-2から反転時間ＴＩ１2までの５回分のエコーデータに基づいて、Ｔ１値算出部１７３は、信号強度Ｓ（ＴＩ１）を算出する。次に、Ｔ１値算出部１７３は、反転時間ＴＩ１1から反転時間ＴＩ２２までの５回分のエコーデータに基づいて、信号強度Ｓ（ＴＩ２）を算出する。次にＴ１値算出部１７３は、反転時間ＴＩ２１から反転時間ＴＩ３２までの５回分のエコーデータに基づいて、信号強度Ｓ（ＴＩ３）を算出する。同様にＴ１値算出部１７３は、信号強度Ｓ（ＴＩ４）を算出する。
【００８９】
反転時間ＴＩ１１と反転時間ＴＩ１２とのエコーデータは、信号強度Ｓ（ＴＩ１）の算出にも使用され、信号強度Ｓ（ＴＩ２）の算出にも使用されている。反転時間ＴＩ２１と反転時間ＴＩ２２とのエコーデータは、信号強度Ｓ（ＴＩ２）の算出にも使用され、信号強度Ｓ（ＴＩ３）の算出にも使用されている。同様に、反転時間ＴＩ３１と反転時間ＴＩ３２とのエコーデータは、信号強度Ｓ（ＴＩ３）の算出にも使用され、信号強度Ｓ（ＴＩ４）の算出にも使用されている。
【００９０】
反転時間ＴＩ１０の信号強度Ｓ（ＴＩ１）と反転時間ＴＩ２０の信号強度Ｓ（ＴＩ２）との反転時間間隔ＴＳは、反転時間ＴＩ２０の信号強度Ｓ（ＴＩ２）と反転時間ＴＩ３０の信号強度Ｓ（ＴＩ３）との反転時間間隔ＴＳと、均等である。
【００９１】
このように、隣り合う信号強度Ｓ（ＴＩ（ｎ））、信号強度Ｓ（ＴＩ（ｎ＋１））の算出に際して、エコーデータをシェアしている。このようにして、信号強度Ｓ（ＴＩ（ｎ））を算出する撮影時間が短縮される。
【００９２】
＜変形例２＞
変形例２では、隣り合う信号強度Ｓ（ＴＩ（ｎ））と信号強度Ｓ（ＴＩ（ｎ＋１））との反転時間間隔ＴＳが等間隔でない第２ＣシーケンスＳＱｄ、又は第２ＤシーケンスＳＱｅを用いてＴ１値を算出する。
【００９３】
上記実施形態で示された第２シーケンスＳＱは、いずれも反転時間間隔ＴＳが等間隔であった。図９は、反転時間間隔ＴＳを徐々に短くする概念図である。
【００９４】
変形例２は、図２のステップＳ０３において、第２ＣシーケンスＳＱ２ｄで撮影する。第２ＣシーケンスＳＱ２ｄは、ＴＲ間隔ＴＲ８のパルスＰＬ８のシーケンスである。ＲＦコイル部１０８は、第２シーケンスＳＱ２ｄに基づいたＲＦパルスＰＬ８を印加し、データ収集部１５０は、ＲＦパルスＰＬ８に基づくエコーデータを収集する。Ｔ１値算出部１７３は、７つのエコーデータに基づいてｋスペースを埋めて、縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ１）、Ｓ（ＴＩ２）、Ｓ（ＴＩ３）、…Ｓ（ＴＩ(n)）…を算出している。
【００９５】
第２シーケンスＳＱ２ｄでパルスＰＬ８が被検体に印加されるごとにエコーデータを取得する。そして、Ｔ１値算出部１７３は、図８で示したビューシュアリング手法を使って、複数のエコーデータに基づいて信号強度Ｓ（ＴＩ(n)）を算出する。縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ２）は、縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ１）で使われた４つのエコーデータをシェアしている。縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ３）は、縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ２２）で使われた３つのエコーデータをシェアしている。縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ４）は、縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ３）で使われた２つのエコーデータをシェアしている。このようにシェアしていくエコーデータを徐々に減らしていくことにより、縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ２）とＳ（ＴＩ３）との反転時間間隔ＴＳｂは、縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ１）とＳ（ＴＩ１）との反転時間間隔ＴＳａよりも長くなっている。１８０度パルスＩＲｐから反転時間ＴＩが長い（遠い）時間では、数式０２で示されたＳstst-Ｓ(TI)の信号強度が低く信号変化が小さいため、パラレルイメージング（parallel imaging）の加速度を低くするなどして、反転時間間隔ＴＳを広くしてＳＮＲを上げるのが好適である。
【００９６】
図１０は、反転時間間隔ＴＳを徐々に短くする概念図である。第２ＣシーケンスＳＱ２ｅは、ＴＲ間隔ＴＲ９のパルスＰＬ９のシーケンスである。ＲＦコイル部１０８は、第２シーケンスＳＱ２ｅに基づいたＲＦパルスＰＬ９を印加し、データ収集部１５０は、ＲＦパルスＰＬ９に基づくエコーデータを収集する。Ｔ１値算出部１７３は、７つのエコーデータに基づいてｋスペースを埋めて、縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ１）、Ｓ（ＴＩ２）、Ｓ（ＴＩ３）、…Ｓ（ＴＩ(n)）…を算出している。
【００９７】
第２シーケンスＳＱ２ｅでパルスＰＬ９が被検体に印加されるごとにエコーデータを取得する。そして、Ｔ１値算出部１７３は、図８で示したビューシュアリング手法を使って、複数のエコーデータに基づいて信号強度Ｓ（ＴＩ(n)）を算出する。縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ２）は、縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ１）で使われたエコーデータを使っていない。縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ３）は、縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ２２）で使われた１つのエコーデータをシェアしている。縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ４）は、縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ３）で使われた２つのエコーデータをシェアしている。このようにシェアしていくエコーデータを徐々に増やしていくことにより、縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ２）とＳ（ＴＩ３）との反転時間間隔ＴＳｖは、縦磁化信号強度Ｓ（ＴＩ１）とＳ（ＴＩ１）との反転時間間隔ＴＳよりも短くなっている。１８０度パルスＩＲｐから反転時間ＴＩが短い（近い）時間では、数式０２で示されたＳstst-Ｓ(TI)の信号強度が高く信号変化が大きいため、パラレルイメージングの加速度を高くして、間隔を狭くして時間分解能を上げるのが好適である。
【００９８】
＜変形例３＞
実施形態１で示されたＭＲＩ装置は、１．５Ｔの磁場であり、ＩＲパルスのフリップアングルが１８０度の場合を示したが、７Ｔなどの高磁場のＭＲＩ装置も存在する。７Ｔなどの高磁場のＭＲＩ装置では、ＲＦ不均一によりフリップアングルが撮影位置により異なり、人体発熱の制限でアディアバティックパルス（Adiabatic pulse）が使えない場合がある。そのため高磁場のＭＲＩ装置において、ＩＲパルスのフリップアングルは、好適には８０度から２８０度を使用する。
【符号の説明】
【００９９】
１０    …  磁気共鳴イメージング装置
１００  …  マグネットシステム（１０２…  主磁場コイル部、１０６…  勾配コイル部
１０８…  ＲＦコイル部）
１１０  …  寝台
１３０  …  勾配コイル駆動部
１４０  …  ＲＦコイル駆動部
１５０  …  データ収集部
１６０  …  シーケンス制御部
１７０  …  演算部
１７２  …  記憶部
１７３  …  Ｔ１値算出部（１７３Ｌ…  対数算出部、１７３Ｒ…  補正算出部）
１８０  …  表示部
１９０  …  操作部
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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