JP6758842B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴現象を利用して被検体内部を画像化する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（ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ：以下、ＭＲＩと呼ぶ）装置は、対象原子核スピンの集団が磁場中に置かれたときに、対象原子核スピンの固有の磁気モーメントと存在磁場強度とに応じた特定の周波数（共鳴周波数）で回転する高周波磁場に対象原子核スピンが共鳴し、共鳴した対象原子核スピンの緩和過程で信号（磁気共鳴信号）を発生する現象を利用して、物質の化学的および物理的な微視的情報を取得する装置である。このようなＭＲＩ装置において、心筋のＴ１（縦緩和時間）値を測定してＴ１値の分布像（Ｔ１マップ）を得る代表的な手法として、ＭＯＬＬＩ（Ｍｏｄｉｆｉｅｄ Ｌｏｏｋ−Ｌｏｃｋｅｒ Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ）法がある。

ＭＯＬＬＩ法は、複数回（典型的には３回）の心電波形に同期したＬｏｏｋ−Ｌｏｃｋｅｒ法で１スライスを撮像する。ＭＯＬＬＩ法において、Ｔ１測定の精度を確保するためには、１回のＬｏｏｋ−Ｌｏｃｋｅｒでの収集の後に縦磁化の回復を充分に待つための複数心拍の待ち時間を挿入する必要がある。このため、待ち時間において、データを収集することができないため、検査の効率が良くない問題がある。

米国特許出願公開第２０１１／０１８１２８５号明細書 米国特許出願公開第２０１２／０２３２３７８号明細書

Ｄａｎｉｅｌ Ｒ． Ｍｅｓｓｒｏｇｈｌｉ、Ａｌｅｋｓａｎｄｒａ Ｒａｄｊｅｎｏｖｉｃ、Ｓｅｂａｓｔｉａｎ Ｋｏｚｅｒｋｅ、Ｄａｖｉｄ Ｍ． Ｈｉｇｇｉｎｓ、Ｍｏｈａｎ Ｕ． Ｓｉｖａｎａｎｔｈａｎ ａｎｄ Ｊｏｈｎ Ｐ． Ｒｉｄｇｗａｙ． Ｍｏｄｉｆｉｅｄ Ｌｏｏｋ−Ｌｏｏｋｅｒ Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ（ＭＯＬＬＩ） ｆｏｒ Ｈｉｇｈ−Ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ Ｔ１ Ｍａｐｐｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ Ｈｅａｒｔ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ５２：１４１−１４６（２００４）

目的は、Ｔ１緩和時間の分布の収集時において、検査効率を向上可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。

本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、第１スライスを対象としたＴ１緩和時間の分布の収集と、前記第１スライスと交差しない第２スライスを対象とし、前記Ｔ１緩和時間の分布とは異なる種別の収集とを、単一のプロトコルにより実行する制御部を具備する。

図１は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成の一例を図である。 図２は、本実施形態に係る撮像プロトコルの一例を示す図である。 図３は、本実施形態に係り、第１縦磁化回復期間において、シングルスライスマルチフェーズの撮像と、シネ第１収集、シネ第２収集、およびシネ第３収集において収集された時相１に関するデータをセグメント分割された２次元のｋ空間に充填する手順との一例を示す図である。 図４は、本実施形態に係り、第２縦磁化回復期間において、シングルスライスマルチフェーズの撮像と、シネ第４収集、シネ第５収集、およびシネ第６収集により収集された時相１に関するデータをセグメント分割された２次元のｋ空間に充填する手順との一例を示す図である。 図５は、本実施形態に係り、撮像対象部位である心臓をカバーするＴ１マップを得るために、必要なスライスの枚数の一例を示す図である。 図６は、本実施形態に係り、Ｔ１マップに関するデータを収集するための第１撮像シーケンスが実行されるスライス番号と、シネ画像に関するデータを収集するための第２撮像シーケンスが実行されるスライス番号とを、撮像回数を示す撮像番号とともに示す図である。 図７は、本実施形態の第１の変形例に係る撮像プロトコルの一例を示す図である。 図８は、本実施形態に第１の変形例に係り、Ｔ１マップに関するデータを収集するための第１撮像シーケンスが実行されるスライス番号と、シネ画像に関するデータを収集するための第２撮像シーケンスおよび第３撮像シーケンスが実行されるスライス番号とを、撮像回数を示す撮像番号とともに示す図である。 図９は、本実施形態に第２の変形例に係る撮像プロトコルの一例を示す図である。

以下、添付図面を用いて、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置を詳細に説明する。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のみ行う。

最初に、図１を用いて、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング（Ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ：以下、ＭＲＩと呼ぶ）装置の構成について説明する。図１は、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成を示す図である。同図に示すように、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御回路５、送信ＲＦコイル６、送信回路７、受信ＲＦコイル８、受信回路９、計算機システム１０を備える。なお、磁気共鳴イメージング装置１００に被検体Ｐ（例えば、人体）は含まれない。

静磁場磁石１は、中空の円筒形状に形成された磁石であり、内部の空間に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石１としては、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。

なお、不図示のシムコイルが、静磁場磁石１の内側において中空の円筒形状に形成されてもよい。シムコイルは、不図示のシムコイル電源に接続され、シムコイル電源から供給される電源により、静磁場磁石により発生された静磁場を均一化する。

傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形状に形成されたコイルであり、静磁場磁石１の内側に配置される。この傾斜磁場コイル２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ており、これら３つのコイルは、後述する傾斜磁場電源３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。なお、Ｚ軸方向は、静磁場と同方向とする。また、Ｙ軸方向は、鉛直方向とし、Ｘ軸方向は、Ｚ軸及びＹ軸に垂直な方向とする。

ここで、傾斜磁場コイル２によって発生するＸ、Ｙ、Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅおよびリードアウト用傾斜磁場Ｇｒにそれぞれ対応している。スライス選択用傾斜磁場Ｇｓは、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。

傾斜磁場電源３は、計算機システム１０から送られるパルスシーケンス実行データに基づいて、傾斜磁場コイル２に電流を供給する装置である。

寝台４は、被検体Ｐが載置される天板４ａを備えた装置であり、後述する寝台制御回路５による制御のもと、天板４ａを、被検体Ｐが載置された状態で傾斜磁場コイル２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、この寝台４は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。

寝台制御回路５は、寝台４を制御する回路であり、寝台４を駆動して、天板４ａを長手方向および上下方向へ移動する。寝台制御回路５は、プロセッサを有し、寝台制御部に相当する。

送信ＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）コイル６は、傾斜磁場コイル２の内側に配置されたコイルであり、送信回路７から高周波パルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。

送信回路７は、計算機システム１０から送られるパルスシーケンス実行データに基づいて、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信ＲＦコイル６に送信する回路であり、プロセッサを有する。送信回路７は、発振部、位相選択部、周波数変換部、振幅変調部、高周波電力増幅部などを有する。発振部は、静磁場中における対象原子核に固有の共鳴周波数の高周波信号を発生する。位相選択部は、上記高周波信号の位相を選択する。周波数変換部は、位相選択部から出力された高周波信号の周波数を変換する。振幅変調部は、周波数変調部から出力された高周波信号の振幅を例えばｓｉｎｃ関数に従って変調する。高周波電力増幅部は、振幅変調部から出力された高周波信号を増幅する。これらの各部の動作の結果として、送信回路７は、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信ＲＦコイル６に送信する。送信回路７は、送信部に相当する。

受信ＲＦコイル８は、傾斜磁場コイル２の内側に配置されたコイルであり、上記の高周波磁場の影響によって被検体Ｐから放射される磁気共鳴（Ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）信号を受信する。この受信ＲＦコイル８は、磁気共鳴信号を受信すると、その磁気共鳴信号を受信回路９へ出力する。受信ＲＦコイル８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。

受信回路９は、計算機システム１０から送られるパルスシーケンス実行データに基づいて、受信ＲＦコイル８から出力される磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴信号データを生成するプロセッサを有する。この受信回路９は、磁気共鳴信号データを生成すると、その磁気共鳴信号データを計算機システム１０に送信する。

例えば、受信回路９は、受信ＲＦコイル８から出力される磁気共鳴信号に対して、前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリング等の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/デジタル変換を実行する。これにより、受信回路９は、デジタル化された複素数データである磁気共鳴信号データを生成する。受信回路９が生成した磁気共鳴信号データは、生データとも呼ばれる。受信回路９は、受信部に相当する。

計算機システム１０は、本ＭＲＩ装置１００の全体制御や、データ収集、画像再構成などを行う装置であり、インタフェース回路１１、データ収集回路１２、データ処理回路１３、記憶回路１４、表示回路１５、入力回路１６および制御回路１７等を有している。

インタフェース回路１１は、傾斜磁場電源３、寝台制御回路５、送信回路７および受信回路９等に接続される。インタフェース回路１１は、これらの接続された各回路と計算機システム１０との間で授受される信号の入出力を制御する処理部である。本磁気共鳴イメージング装置１００には、心電計、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、インタフェース回路１１を介して接続されてもよい。インタフェース回路１１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波を計算機システム１０に入力する。インタフェース回路１１は、インタフェース部に相当する。

データ収集回路１２は、インタフェース回路１１を介して、受信回路９から送信される磁気共鳴信号データを収集するプロセッサを有する。データ収集回路１２は、磁気共鳴信号データを収集すると、収集した磁気共鳴信号データを記憶回路１４に記憶させる。データ収集回路１２は、データ収集部に相当する。

データ処理回路１３は、記憶回路１４に記憶されている磁気共鳴信号データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成処理を施すことによって、被検体Ｐ内における所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを生成するプロセッサを有する。データ処理回路１３は、データ処理部に相当する。

データ処理回路１３およびデータ収集回路１２は、ハードウェア資源として、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）やＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ｕｎｉｔ）、ＭＰＵ（Ｍｉｃｒｏ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）等のプロセッサとＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）やＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）等のメモリとを有する。データ処理回路１３は、受信回路９から出力された磁気共鳴信号データに基づいて患者Ｐに関するＭＲ画像を再構成する。例えば、データ処理回路１３は、ｋ空間または周波数空間に配置された磁気共鳴信号データに対してフーリエ変換等を施して実空間で定義されたＭＲ画像を発生する。

記憶回路１４は、データ収集回路１２によって収集された磁気共鳴信号データと、データ処理回路１３によって生成された画像データなどを、被検体Ｐごとに記憶する記憶回路である。例えば、記憶回路１４は、ＲＡＭおよびＲＯＭや、フラッシュメモリ等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、集積回路記憶装置等の記憶装置である。

また、記憶回路１４は、ＣＤ−ＲＯＭドライブやＤＶＤドライブ、フラッシュメモリ等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等であってもよい。例えば、記憶回路１４は、ＭＲ画像や磁気共鳴イメージング装置１００の制御プログラム、複数のプリセットを記憶する。プリセットとは、事前撮像（事前スキャン）および本撮像（本スキャン）の前に撮像対象部位および撮像目的などごとに、医師からの指示（オーダー）に合わせて予め登録された一連の撮像プロトコルである。記憶回路１４は、プリセットの一つとして後述する撮像プロトコル等を記憶する。記憶回路１４は、記憶部に相当する。

表示回路１５は、制御回路１７による制御のもと、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を表示する装置である。表示回路１５は、表示部に相当する。具体的には、表示回路１５は、表示インタフェース回路と表示機器とを有する。表示インタフェース回路は、表示対象を表すデータをビデオ信号に変換する。表示信号は、表示機器に供給される。表示機器は、表示対象を表すビデオ信号を表示する。表示機器としては、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、又は当技術分野で知られている他の任意のディスプレイが、表示デバイスとして、適宜利用可能である。

なお、表示機器は、計算機システム１０における不図示のコンソールの他に、例えば、本ＭＲＩ装置１００の架台筐体の外装面にさらに設けられてもよい。このとき、表示機器の前面には、感圧式、光位置検出式、静電気式などのポインティングデバイス等の入力機器が設けられる。例えば、架台筐体の寝台４側における外装面には、表示機器とポインティングデバイスとを一体化させたタッチパネル（映像表示モニタ：タッチスクリーンともいう）が設けられてもよい。

入力回路１６は、操作者から各種操作や情報入力を受け付ける回路である。入力回路１６は、具体的には、入力機器と入力インタフェース回路とを有する。入力機器は、操作者からの各種指令を受け付ける。入力機器としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に利用可能である。入力インタフェース回路は、入力機器からの出力信号を、バスを介して制御回路１７に供給する。なお、入力回路１６は、マウス、キーボードなどの物理的な操作部品を備えるものだけに限らない。例えば、本ＭＲＩ装置１００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も入力回路１６の例に含まれる。

制御回路１７は、ハードウェア資源として、図示していないＣＰＵやＭＰＵなどのプロセッサ、ＲＯＭやＲＡＭ等のメモリ等を有し、ＭＲＩ装置１００を総括的に制御する。すなわち、制御回路１７は、本ＭＲＩ装置１００の中枢として機能する制御部に相当する。具体的には、制御回路１７は、記憶回路１４に記憶されている制御プログラムを読み出してメモリ上に展開し、展開された制御プログラムに従って本ＭＲＩ装置１００の各回路を制御する。

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、ＧＰＵ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）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。

プロセッサは記憶回路１４に保存さ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、記憶回路１４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１０５、送信回路１０７、受信回路１０９、データ収集回路１２、データ処理回路１３等も同様に、上記のプロセッサなどの電子回路により構成される。なお、データ収集回路１２、データ処理回路１３等において実行される各種処理機能は、制御回路１７により実行されてもよい。

以上が、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００の全体構成についての説明である。続いて、本実施形態に係る課題について説明する。

ＭＲＩでは、組織間の緩和時間の差を利用して、適切な収集条件を設定することにより、組織間コントラストの高い画像を得ることができる。緩和は、励起された組織の巨視的磁化が平衡状態に戻る過程である。緩和の時定数は、縦緩和時間、横緩和時間とよばれ、それぞれＴ１、Ｔ２で表される。スピン‐格子緩和時間とも呼ばれるＴ１緩和時間は、励起されたスピンが吸収したエネルギーを周囲の分子に放出する過程で、縦磁化が静磁場Ｂ_０の方向に戻る現象における時定数であらわされる。

ＭＲＩによる心臓検査において、Ｔ１緩和時間を強調した撮像法として、造影剤を注入して一定の遅延時間後にＩｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ法によるＴ１強調画像を収集し、心筋の状態を観察する方法（心筋遅延造影、Ｌａｔｅ Ｅｎｈａｎｃｅｍｅｎｔ、Ｄｅｌａｙｅｄ Ｅｎｈａｎｃｅｍｅｎｔなどと呼ばれる）がある。この方法は、心筋の局所的な性状を診断する標準的な手法となっている。

この方法は、定量的な手法ではないため、正常な心筋と障害のある心筋とを区別することはできるが、びまん性疾患や軽度な線維化の診断には困難な場合がある。一方、ピクセル毎のＴ１値を計測して画像化することができれば定量的な診断が可能となる。定量的な診断により、より正確な診断情報を与えることが期待されている。

ＭＲ画像において、ピクセル毎のＴ１値を計測して画像化したものを、以下、Ｔ１マップと呼ぶ。しかしながら、従来のＴＩ（Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｔｉｍｅ：反転時間）を変えた複数回の撮像を必要とするＴ１マップ撮像法は、心拍と呼吸による動きのある心筋への応用が困難であった。近年、ＭＯＬＬＩ（Ｍｏｄｉｆｉｅｄ Ｌｏｏｋ−Ｌｏｃｋｅｒ Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ）法が、心筋のＴ１値を画像化する方法として提案されている。

ＭＯＬＬＩ法は、定常状態の磁化をスライス非選択の１８０°パルスによって反転させるＩｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ法に基づいている。ＭＯＬＬＩ法では、Ｔ１緩和が発生する過程で複数心拍にわたり、連続して１スライスからの信号収集、画像化を行い、画素ごとのＴ１値を計算しＴ１マップを作成する。ＭＯＬＬＩ法の利点は、１スライスのＴ１測定に必要な全てのデータを、一回の息止めの時間内に収集できることにある。

しかしながら、ＭＯＬＬＩ法では、Ｔ１測定の精度を確保するために、複数回（典型的には３回）のＬｏｏｋ−Ｌｏｃｋｅｒ法を繰りかえすため、１回のＬｏｏｋ−Ｌｏｃｋｅｒによる磁気共鳴信号データの収集の後に、縦磁化の回復を待つための複数心拍の待ち時間を挿入しなければならない。この待ち時間に対応する期間は磁気共鳴信号データを収集することができないため、検査の効率が良くない問題がある。

加えて、ＭＯＬＬＩ法では、心臓全体のＴ１マップを得るためには、必要なスライス枚数分の複数回の息止めを繰り返す必要がある。一般に、被検体Ｐの心臓に対するＭＲ検査では、緩和時間を表す画像のほかに、心筋の動きや血流、心筋灌流などの情報を与える複数種類の撮像を行い、複数の情報を組み合わせて診断することがしばしば行われる。特に心筋の動きを観察するためのシネ撮像は、基本的な撮像の一つであり、通常、ＭＲ心臓検査に組み入れられることが多い。

このような事情を鑑みて、本実施形態では、ＭＯＬＬＩ法において本来データ収集の行われない緩和時測定の後の待ち時間を有効に活用し、心臓検査全体の時間を短縮し、息止めを行う患者の負担を軽減することを目的としたものである。

以下、本実施形態における単一のプロトコル（以下、撮像プロトコルと呼ぶ）により実行される複数の撮像シーケンスについて、図２を用いて説明する。図２は、撮像プロトコルの一例を示す図である。図２に示すように、撮像プロトコルは、第１スライスを対象としたＴ１緩和時間の分布の収集（以下、第１収集と呼ぶ）と、第１スライスと非交差な第２スライスを対象とし、Ｔ１緩和時間の分布とは異なる種別の収集（以下、第２収集と呼ぶ）とを実行する単一のプロトコルである。

ここで、撮像プロトコルとは、一連のパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源３、送信回路７等を動作させるために必要な情報（パルスシーケンス実行データ）である。具体的には、撮像プロトコルは、例えば、撮像シーケンス、撮像対象部位、撮像目的等に応じて予め設定された複数の撮像パラメータを有する。例えば、撮像プロトコルは、複数の撮像パラメータの設定値により定義される。撮像パラメータとは、例えば、送信ＲＦコイル６に印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報である。換言すると、撮像プロトコルは、撮像対象部位、撮像目的、画像コントラスト、解像度などに応じて設定された撮像パラメータを有する撮像シーケンスに対応する。本実施形態における撮像対象部位は、例えば、心臓である。

本実施形態に関する撮像プロトコルは、第１収集に対応する第１撮像シーケンスと、第２収集に対応する第２撮像シーケンスとを有する。第１撮像シーケンスは、ＭＯＬＬＩ法に関する撮像シーケンスである。第２撮像シーケンスについては、後程説明する。

記憶回路１４は、図２に示すような単一の撮像プロトコルを記憶する。入力回路１６は、操作者の指示により、本撮像プロトコルの実行の開始指示（以下、撮像実行指示と呼ぶ）を入力する。制御回路１７は、撮像実行指示の入力を契機として、記憶回路１４から撮像プロトコルを読み出す。制御回路１７は、読み出した撮像プロトコルを実行することにより、傾斜磁場電源３、送信回路７等を動作させる。

具体的には、本撮像プロトコルに基づく撮像が開始されると、制御回路１７は、第１撮像シーケンスにしたがって、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波が入力されるまで待機する。制御回路１７は、Ｒ波の検出から一定の遅延時間ＴＤ後に、空間非選択の第１のＩＲ（インバージョンリカバリ：反転回復）パルス２０１を、送信ＲＦコイル６に印加する。送信ＲＦコイル６への第１のＩＲパルス２０１の印加により、送信ＲＦコイル６に略当接された被検体Ｐにおける組織内の磁化が、ほぼ１８０°反転する。

図２において、巨視的磁化の縦（静磁場）方向の成分は、Ｍで表されている。ここで、ＩＲパルスを空間非選択にするのは、ＩＲパルスからデータ収集までの間に心臓は心拍動で動くため、ＩＲパルスをスライス選択とすると、ＩＲパルスを受けた断面とデータ収集が実行される断面との間に位置のズレが生じて、正しいコントラストが得られなくなるためである。

反転した磁化は、組織の縦緩和時間Ｔ１で回復する。第１のＩＲパルス２０１から図２で示す反転時間ＴＩ_１で示した時間後に、制御回路１７は、第１スライスからＴ１測定のためのデータ収集（以下、Ｔ１測定第１収集と呼ぶ）２１１を実行する。制御回路１７は、Ｔ１測定第１収集２１１として、例えばｂａｌａｎｃｅｄ ｓｔｅａｄｙ−ｓａｔｅ ｆｒｅｅ ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ（ＳＳＦＰ）型（Ｔｒｕｅ ＦＩＳＰとも呼ばれる）シーケンスを実行する。このとき、データ収集回路１２は、Ｔ１測定第１収集２１１のデータ収集期間において、１つのスライス（第１スライス）の画像再構成に必要な全ての位相エンコードラインを収集する。

位相エンコードラインの数（以下、位相エンコード数とよぶ）は、パラレルイメージングやデータの複素共役性を利用した再構成手法と組み合わせて減らすことが可能である。撮像プロトコルにおいて、Ｔ１測定第１収集２１１が心周期の中の特定の時相、好ましくは心臓の動きが小さい拡張期になるように、遅延時間ＴＤが設定される。

制御回路１７は、撮像プロトコルにしたがって、Ｔ１緩和の過程で、次の心拍期間、さらにその次の心拍期間で、Ｔ１測定第２収集２１２およびＴ１測定第３収集２１３をそれぞれ実行する。制御回路１７は、Ｔ１測定第２収集２１２およびＴ１測定第３収集２１３として、Ｔ１測定第１収集２１１に関するスライスと同じ第１スライスにおいて、ｂａｌａｎｃｅｄ ＦＦＥ（ｆａｓｔ ｆｉｅｌｄ ｅｃｈｏ、グラジェントエコー）型シーケンスを実行する。これにより、データ収集回路１２は、Ｔ１測定第２収集２１２およびＴ１測定第３収集２１３において、ｂａｌａｎｃｅｄ ＦＦＥ型シーケンスによって得られる信号を収集する。

すなわち、制御回路１７は、Ｔ１測定第１収集２１１に関する心時相のタイミングと同じ心時相のタイミングで、Ｔ１測定第２収集２１２およびＴ１測定第３収集２１３をそれぞれ実行する。これにより、データ収集回路１２は、Ｔ１測定第２収集２１２およびＴ１測定第３収集２１３においても、１つのスライス（第１スライス）の画像再構成に必要な全てのエンコードラインを収集する。このとき、被検体Ｐの心周期をＲＲとすると、Ｔ１測定第１収集２１１、Ｔ１測定第２収集２１２およびＴ１測定第３収集２１３の開始タイミング（ＴＩ）は、それぞれＴＩ＝ＴＩ_１、ＴＩ＝ＴＩ_１＋ＲＲ、ＴＩ＝ＴＩ_１＋２・ＲＲである。

Ｔ１測定第１収集２１１、Ｔ１測定第２収集２１２およびＴ１測定第３収集２１３により、それぞれＴＩ＝ＴＩ_１、ＴＩ＝ＴＩ_１＋ＲＲ、ＴＩ＝ＴＩ_１＋２・ＲＲに相当する画像データが得られる。すなわち、データ収集回路１２は、図２における２４１で示した３心拍に亘る期間（以下、第１Ｔ１測定期間と呼ぶ）において、Ｔ１計測に必要な３点のデータを収集する。

Ｔ１計測の精度、すなわちＴ１マップの精度を向上させるためには、計測の点数を増やすことが必要である。このため、制御回路１７は、図２において２４３で示した３心拍に亘る期間（以下、第２Ｔ１測定期間２４３と呼ぶ）において、第１Ｔ１測定期間２４１における反転時間ＴＩ_１に対して反転時間ＴＩをずらした追加のＬｏｏｋ−Ｌｏｃｋｅｒ計測を実行する。このとき、正確な計測を行うためには、反転した磁化が十分に回復するまで、所定の心拍期間（例えば、図２に示すような３心拍に亘る期間２４２および期間２４４）にわたってＬｏｏｋ−Ｌｏｃｋｅｒ計測を待機する必要がある。

例えば１．５Ｔの静磁場強度における正常心筋のＴ１値を１，０００ｍｓｅｃ程度とすると、このＴ１値の４倍である４，０００ｍｓｅｃの待ち時間で、縦磁化は平衡状態の約９６．３％まで回復する。さらに、５，０００ｍｓｅｃの待ち時間で、縦磁化は平衡状態の約９８．７％まで回復する。これらのことから、縦磁化の回復には、被検体Ｐの心拍数にも依るが、１回のＬｏｏｋ−Ｌｏｃｋｅｒ計測（第１Ｔ１測定期間２４１および第２Ｔ１測定期間２４３）の後に、概ね３心拍程度に亘るＴ１緩和の回復期間（以下、縦磁化回復期間と呼ぶ）が必要となる。

図２において、縦磁化回復期間は、第１Ｔ１測定期間２４１の後の第１縦磁化回復期間２４２と、第２Ｔ１測定期間２４３の後の第２縦磁化回復期間２４４とで表されている。なお、縦磁化回復期間は、３心拍に限定されず、例えば、任意の複数の心拍数であってもよい。

通常のＴ１測定法では、縦磁化回復期間において、測定するスライス（第１スライス）に対してＩＲパルスやデータ収集のための励起パルスを印加して縦磁化の回復を乱すことは避けなければならない。一方、本実施形態における撮像プロトコルでは、図２に示すように、制御回路１７は、第１縦磁化回復期間２４２において、Ｔ１測定のデータを収集する第１スライスとは異なり、かつ第１スライスと平行な第２スライスに対して、シネ画像に関する３回のデータ収集（以下、シネ第１収集２３１、シネ第２収集２３２、シネ第３収集２３３と呼ぶ）を実行する。

制御回路１７は、シネ第１収集２３１、シネ第２収集２３２、およびシネ第３収集２３３として、２次元のｋ空間を複数のセグメントに分割した２次元のシングルスライスマルチフェーズ（ｓｉｎｇｌｅ ｓｌｉｃｅ ｍｕｌｔｉ−ｐｈａｓｅ）法でのデータ収集を実行する。このとき、制御回路１７は、第２撮像シーケンスにおけるリードアウトとして、例えばｂａｌａｎｃｅｄ ｓｔｅａｄｙ−ｓａｔｅ ｆｒｅｅ ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ（ＳＳＦＰ）型シーケンスを実行する。

これにより、本実施形態において、データ収集回路１２は、第１縦磁化回復期間２４２に対応する３心拍の期間において、第２スライスのマルチフェーズ画像（シネ画像）を再構成するために必要なデータ量の半分、すなわちマルチフェーズ画像に対応するｋ空間の半分を占めるデータを収集する。

このとき、第２スライスは、第１スライスと非交差であって平行な断面である。具体的には、第２スライスは、第１スライスにおけるＴ１緩和の回復に影響を与えない、すなわちＴ１緩和の回復に非影響なスライスである。なお、第２スライスは、第１スライスと非交差な断面であってもよい。このため、第２スライスに対応するシネ画像に関するデータ収集の実行により、第１スライスにおけるＴ１緩和を乱すことはなく、シネ画像に関するデータ収集、すなわち第２撮像シーケンスは、Ｔ１測定の精度に影響を与えない。

制御回路１７は、縦磁化回復期間２４２における第２撮像シーケンスの実行の後に、第２Ｔ１測定期間２４３において、第１スライスに関して２回目のＬｏｏｋ−Ｌｏｃｋｅｒ計測を実行する。第２Ｔ１測定期間２４３における最初の時相（心拍）において、第２のＩＲパルス２０２からの遅延時間ＴＩは、ＴＩ_１よりも長いＴＩ_２に設定される。また、第２のＩＲパルス２０２を基準としたＴ１測定第４収集２１４、Ｔ１測定第５収集２１５およびＴ１測定第６収集２１６におけるデータ収集の開始タイミングは、第１のＩＲパルス２０１を基準としたＴ１測定第１収集２１１、Ｔ１測定第２収集２１２およびＴ１測定第３収集２１３におけるデータ収集の開始タイミングと同様に、それぞれＴＩ＝ＴＩ_２、ＴＩ＝ＴＩ_２＋ＲＲ、ＴＩ＝ＴＩ_２＋２・ＲＲである。Ｔ１測定第４収集２１４、Ｔ１測定第５収集２１５、およびＴ１測定第６収集２１６により、ＴＩ＝ＴＩ_２、ＴＩ＝ＴＩ_２＋ＲＲ、ＴＩ＝ＴＩ_２＋２・ＲＲに相当する３点の画像データが得られる。

第２Ｔ１測定期間２４３に続く第２縦磁化回復期間２４４において、制御回路１７は、再び第２スライスのシングルスライスマルチフェーズに関するマルチフェーズ画像に対応するｋ空間の残り半分に対するデータを収集する。

第２縦磁化回復期間２４４に続く第３Ｔ１測定期間２４５において、制御回路１７は、第１スライスに関して３回目のＬｏｏｋ−Ｌｏｃｋｅｒ計測を実行する。第３Ｔ１測定期間２４５における最初の時相（心拍）において、第３のＩＲパルス２０３からの遅延時間ＴＩは、ＴＩ_２よりもさらに長いＴＩ_３に設定される。

Ｔ１測定第７収集２１７、Ｔ１測定第８収集２１８、Ｔ１測定第９収集２１９、Ｔ１測定第１０収集２２０、およびＴ１測定第１１収集２２１におけるデータ収集の開始タイミングＴＩは、第１のＩＲパルス２０１を基準としたＴ１測定第１収集２１１、Ｔ１測定第２収集２１２、およびＴ１測定第３収集２１３におけるデータ収集の開始タイミングと、第２のＩＲパルス２０２を基準としたＴ１測定第４収集２１４、Ｔ１測定第５収集２１５、およびＴ１測定第６収集２１６におけるデータ収集の開始タイミングと同様に、それぞれＴＩ＝ＴＩ_３、ＴＩ＝ＴＩ_３＋ＲＲ、ＴＩ＝ＴＩ_３＋２・ＲＲ、ＴＩ＝ＴＩ_３＋３・ＲＲ、ＴＩ＝ＴＩ_３＋４・ＲＲである。

Ｔ１測定第７収集２１７、Ｔ１測定第８収集２１８、Ｔ１測定第９収集２１９、Ｔ１測定第１０収集２２０、およびＴ１測定第１１収集２２１により、ＴＩ＝ＴＩ_３、ＴＩ＝ＴＩ_３＋ＲＲ、ＴＩ＝ＴＩ_３＋２・ＲＲ、ＴＩ＝ＴＩ_３＋３・ＲＲ、ＴＩ＝ＴＩ_３＋４・ＲＲに相当する５点のＴ１緩和過程の画像データが得られる。以上、第１Ｔ１測定期間２４１、第２Ｔ１測定期間２４３および第３Ｔ１測定期間２４５により、データ収集回路１２は、Ｔ１緩和過程に関して、計１１点の測定点を得る。

図３は、第１縦磁化回復期間２４２において、制御回路１７により実行されるシングルスライスマルチフェーズの撮像（第２撮像シーケンス）と、シネ第１収集２３１、シネ第２収集２３２、およびシネ第３収集２３３において収集された時相１に関するデータをセグメント分割された２次元のｋ空間に充填する手順との一例を示す図である。図３に示すように、ｋ空間におけるセグメント数は、６であるものとする。また、図３に示すように、１心周期（心拍）内において収集される画像データの時相の数は、６であるものとする。また、１つの時相において、データ収集に関するエンコード数は、４であり、ｋ空間全域におけるエンコード数は、６×４＝２４となる。

なお、セグメント数および時相数は６に限定されない。また、１つの時相において、データ収集に関する位相エンコード数は、４に限定されない。セグメント数、時相数、および１つの時相における位相エンコード数は、入力回路１６を介した操作者の指示により、予め設定された値に対して適宜調整可能である。このとき、セグメント数、時相数、および１つの時相における位相エンコード数は、操作者の指示に応じて、スライス厚とともにそれぞれ連動して変更される。

データ処理回路１３は、図３に示すように、第１縦磁化回復期間２４２における最初の心拍期間において、時相１の期間にシネ第１収集２３１により収集された４ライン分の位相エンコードのデータを、ｋ空間の位相エンコード方向（ｋｙ）の外側から位相エンコードごとに周波数エンコード方向（ｋｘ）に沿って、データを充填する（時相１のｋ空間データにおける３０１）。図３において、時相１においてシネ第１収集２３１により収集された４つのデータに関する位相エンコード傾斜磁場の符号は、それぞれ＋１１、＋１０、＋９、＋８に対応する。

時相１においてシネ第１収集２３１によりあらかじめ決められた位相エンコード分（図３の例では４ライン分）のデータが収集されると、制御回路１７は、時相２において同じ位相エンコード量（４ライン分）のデータを、シネ第１収集２３１に関するスライスと同じ第２スライスから収集する。データ処理回路１３は、時相２においてシネ第１収集２３１により収集したデータを、時相１の次の時相２の画像再構成に使用する。制御回路１７は、時相２に続く他の時相のデータを、あらかじめ決められた時相数分（図３の例では６時相）または次のＲ波を検知するまで繰り返し収集する。

データ処理回路１３は、次の心拍における時相１でシネ第２収集２３２により収集されたデータを、ｋ空間において、時相１におけるシネ第１収集２３１で収集されたデータのｋ空間への充填領域に対して内側の４ラインに充填する（時相１のｋ空間データにおける３０２）。時相１においてシネ第２収集２３２により収集された４つのデータに関する位相エンコード傾斜磁場の符号は、それぞれ＋７、＋６、＋５、＋４に対応する。

制御回路１７は、さらに次の心拍における時相１において、シネ第１収集２３１およびシネ第２収集２３２によるデータの収集と同様に、ｋ空間中心付近の位相エンコードラインに関するデータを収集する。データ処理回路１３は、時相１におけるシネ第３収集２３３により収集された４つのエンコードラインに対応するデータを、時相１におけるシネ第２収集２３２で収集されたデータのｋ空間への充填領域に対して内側の４ライン、すなわちｋ空間の中心付近のプラスの４ラインに充填する（時相１のｋ空間データにおける３０３）。時相１においてシネ第３収集２３３により収集された４つのデータに関する位相エンコード傾斜磁場の符号は、それぞれ＋３、＋２、＋１、０に対応する。

図３における時相１のｋ空間へのデータの充填の例では、制御回路１７は、シネ第１収集２３１、シネ第２収集２３２およびシネ第３収集２３３に関する３心拍において、第２スライスの複数時相（時相１乃至６）の画像再構成に必要なデータ量の半分、すなわち複数の時相各々におけるｋ空間の半分を占めるデータを収集する。

図４は、第２縦磁化回復期間２４４において、制御回路１７により実行されるシングルマルチフェーズの撮像（第２撮像シーケンス）と、シネ第４収集２３４、シネ第５収集２３５、およびシネ第６収集２３６により収集された時相１に関するデータをセグメント分割された２次元のｋ空間に充填する手順との一例を示す図である。

データ処理回路１３は、図４に示すように、第２縦磁化回復期間２４４における最初の心拍の時相１においてシネ第４収集２３４により収集された４ライン分の位相エンコードのデータを、時相１におけるシネ第１収集２３１で収集されたデータのｋ空間への充填領域と反対側の領域に、位相エンコードごとに周波数エンコード方向（ｋｘ）に沿って充填する（時相１のｋ空間データにおける３０４）。図４において、時相１においてシネ第４収集２３４により収集された４つのデータに関する位相エンコード傾斜磁場の符号は、それぞれ−１２、−１１、−１０、−９に対応する。

次いで、制御回路１７は、続く２心拍の時相１において、ｋ空間における領域３０４より内側の領域に充填するためのデータを、シネ第５収集２３５およびシネ第６収集２３６により順に収集する。データ処理回路１３は、時相１においてシネ第５収集２３５およびシネ第６収集２３６により順に収集したデータを、ｋ空間における領域３０４より内側の領域３０５および領域３０６に充填する。

上記の説明のように、制御回路１７は、Ｔ１緩和時間の分布の収集（Ｔ１測定第１乃至１１収集）におけるＴ１緩和の回復期間（第１および第２縦磁化回復期間）において、Ｔ１緩和時間の分布の収集とは異なる種別の収集（シネ第１乃至６収集）を実行する。異なる種別の収集（シネ第１乃至６収集）は、第１スライスにおけるＴ１緩和に対して非影響な収集である。このとき、データ処理回路１３は、Ｔ１緩和時間の分布の収集により第１画像としてＴ１マップを再構成し、異なる種別の収集により第１画像とは異なる種別の第２画像をシネ画像として再構成する。

上記図３、図４に係る説明において、第１縦磁化回復期間２４２および第２縦磁化回復期間２４４における最初の心拍において、ｋ空間の高周波側のデータをシネ第１収集２３１とシネ第２収集２３４とにより収集し、最後の心拍において、ｋ空間の低周波側のデータをシネ第３収集２３３とシネ第６収集２３６とにより収集したのは、第１縦磁化回復期間２４２および第２縦磁化回復期間２４４において、縦磁化が完全に回復した状態ではないため、できるだけ縦磁化回復期間の後半に画像コントラストに影響を及ぼす低周波成分を収集するように割り当てたためである。

なお、第１縦磁化回復期間２４２および第２縦磁化回復期間２４４でのデータ収集の順序、すなわちｋ空間への収集データの充填順序に関する位相エンコード傾斜磁場の印加順序は、上記説明に限定されない。また、第１縦磁化回復期間２４２および第２縦磁化回復期間２４４における上記複数のシネ収集において、パラレルイメージングやデータの複素共役性を利用した再構成手法と組み合わせて位相エンコード数を減らすことが可能であり、この場合、時相数を増やすまたは空間分解能を上げることが可能となる。

本実施形態において、心臓全体をカバーするＴ１マップを得るためには、上述の撮像プロトコル（第１撮像シーケンス）を、必要なスライスの枚数に亘って繰り返す。図５は、心臓全体をカバーするＴ１マップを得るために必要なスライスの枚数の一例を示す図である。図５に示す複数のスライスの各々は、例えば、心臓の短軸断面に相当する。

図５に示すように、心臓全体をカバーするＴ１マップを得るために必要なスライスの枚数は、心尖部から心基部まで、スライス番号Ｓ１乃至Ｓ１０に対応する１０枚であるものとする。図６は、Ｔ１マップに関するデータを収集するための第１撮像シーケンスが実行されるスライス番号と、シネ画像に関するデータを収集するための第２撮像シーケンスが実行されるスライス番号とを、撮像回数を示す撮像番号とともに示す図である。

このとき、図５および図６に示すように、１回目の撮像における撮像プロトコルでは、制御回路１７は、スライスＳ１においてＴ１マップに関するデータを収集し、スライスＳ６においてシネ画像に関するデータを収集する。以下、２回目の撮像から１０回目までの撮像によるデータの収集において、制御回路１７は、図６に示すようなスライス位置の組み合わせで、スライスＳ１からスライスＳ１０までの全スライスについて、Ｔ１マップに関するデータの収集（以下、Ｔ１撮像と呼ぶ）と、シネ画像に関するデータの収集（以下、シネ撮像と呼ぶ）とを実行する。これにより、図５に示すように撮像対象部位が心臓である場合、心尖部から心基部までの全１０スライスについて、Ｔ１マップおよびシネ画像に関するデータの収集が完了する。

図６に示すように、撮像番号各々において、Ｔ１撮像が実行されるスライス番号と、シネ撮像が実行されるスライス番号との組み合わせは、シネ撮像のデータ収集によるＴ１撮像に関するスライスへの干渉を防ぐために、Ｔ１撮像に関する第１スライスとシネ撮像に関する第２スライスとにおいて互いのスライス位置をできるだけ離した場合の例である。図５および図６に示すように、Ｔ１撮像に関する第１スライスと、シネ撮像に関する第２スライスとは、互いに平行であって、所定の間隔（例えば、１スライスを１ｃｍとした場合、５ｃｍ）だけ離れている。

なお、Ｔ１撮像が実行されるスライスの位置と、シネ撮像が実行されるスライスの位置との組み合わせは、図６に限定されるものではない。また、心臓全体に亘るＴ１撮像とシネ撮像とにおいて、スライス厚、スライス間隔、スライス位置は、必ずしも同じである必要は無い。なお、第２収集は、非選択プリパルスを伴わない撮像法であれば、シネ撮像に限定されない。

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。
本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１００によれば、第１スライスを対象としたＴ１緩和時間の分布の収集と、第１スライスとは非交差の第２スライスを対象とし、Ｔ１緩和時間の分布とは異なる種別の収集とを、単一のプロトコルにより実行することができる。すなわち、本磁気共鳴イメージング装置１００は、Ｔ１緩和時間分布の収集での縦磁化回復期間において、心電同期に伴ってセグメント化されたＳＳＦＰ、ＦＦＥまたはＥＰＩ（ｅｃｈｏ ｐｌａｎａｒ ｉｍａｇｉｎｇ）シーケンスなどの高速撮像法により、複数の心時相のデータを、Ｔ１測定に関するスライス（第１スライス）とは異なるスライス（第２スライス）から収集することができる。

これにより、本磁気共鳴イメージング装置１００によれば、Ｔ１マップの収集に関する撮像の待ち時間（縦磁化回復期間）において、第１スライスとは異なる第２スライスのシネ画像を得られるため、心筋全体の評価において複数のスライスに亘ってＴ１マップとシネ画像とを収集する場合に、トータルの検査時間の短縮が可能となる。具体的には、本実施形態によれば、Ｔ１マップに関する撮像とシネ撮像とを別々に行う必要はないため、例えば２０回に亘る長い息止めは不要となる。

すなわち、本磁気共鳴イメージング装置１００によれば、従来に比べて半分の時間、例えば１０回程度の息止めで、操作者が所望するＴ１マップとシネ画像とを得ることができ、検査時間が短縮され、本実施形態における目的である検査効率の向上を達成することが可能となる。換言すれば、標準的な心臓検査のプロトコルに新たにＴ１マップ撮像を追加する状況を考えると、本磁気共鳴イメージング装置１００によれば、シネ撮像の間にＴ１マップ撮像が完了させることができる。

（第１の変形例）
本実施形態との相違は、シネ撮像の収集時におけるパラレルイメージングの高速化率を上げる、または空間分解能、時相数を減少させるなどのいずれかの手段により、第２スライスにおけるデータの収集を一つの縦磁化回復期間（３心拍に相当する期間）で完了し、次の縦磁化回復期間において、第１スライスおよび第２スライスとは非交差であってかつ平行な第３スライスで、シネ撮像を実行することにある。なお、第３スライスは、第１スライスおよび第２スライスとは非交差であるスライスであってもよい。

図７は、本変形例に係る撮像プロトコルの一例を示す図である。図７に示すように、撮像プロトコルは、第１スライスにおいて実行される第１収集と、第２スライスにおいて実行される第２収集と、Ｔ１緩和時間の分布とは異なる種別であって、第３スライスにおいて実行される収集（以下、第３収集と呼ぶ）とを有する。すなわち、図７に示す撮像プロトコルは、第１収集と第２収集と第３収集とを実行する単一のプロトコルである。第３収集に関する第３撮像シーケンスと、第２収集に関する第２撮像シーケンスとは、収集対象のスライス位置がそれぞれ異なるシーケンスであって、撮像法は同一である。なお、第３撮像シーケンスと、第２撮像シーケンスとは、異なる撮像法であってもよい。

図７に示すように、制御回路１７は、第２スライスに関するデータ収集を、第１縦磁化回復期間２４２の３心拍分で完了する。制御回路１７は、第２縦磁化回復期間（次の緩和時間待ち時間）２４４における３心拍各々において、第１スライスおよび第２スライスとは異なる第３スライスに対して、シネ撮像（５３４、５３５、５３６）を実行する。

図８は、Ｔ１マップに関するデータを収集するための第１撮像シーケンスが実行されるスライス番号と、シネ画像に関するデータを収集するための第２撮像シーケンスおよび第３撮像シーケンスが実行されるスライス番号とを、撮像回数を示す撮像番号とともに示す図である。

このとき、図８に示すように、１回目の撮像における撮像プロトコルでは、制御回路１７は、スライスＳ１においてＴ１マップに関するデータを収集し、スライスＳ４において第１シネ画像に関するデータを収集し、スライスＳ７において第２シネ画像に関するデータを収集する。以下、２回目の撮像から１０回目までの撮像によるデータの収集において、制御回路１７は、図８に示すようなスライス位置の組み合わせで、スライスＳ１からスライスＳ１０までの全スライスについて、Ｔ１マップに関するデータの収集（Ｔ１撮像）と、第１シネ画像に関するデータの収集（以下、第１シネ撮像と呼ぶ）と、第２シネ画像に関するデータの収集（以下、第２シネ撮像と呼ぶ）とを実行する。

これにより、心尖部から心基部までの全１０スライスについて、Ｔ１マップ、第１シネ画像および第２シネ画像に関するデータの収集が完了する。データ処理回路１３は、第１シネ撮像により収集したデータに基づいて、第１シネ画像を再構成する。データ処理回路１３は、第２シネ撮像により収集したデータに基づいて、第２シネ画像を再構成する。

なお、Ｔ１撮像が実行されるスライスの位置と、第１シネ撮像および第２シネ撮像が実行されるスライスの位置との組み合わせは、図８に限定されるものではない。また、心臓全体に亘るＴ１撮像と第１シネ撮像と第２シネ撮像とにおいて、スライス厚、スライス間隔、スライス位置は、必ずしも同じである必要は無い。

以上に述べた構成によれば、本実施形態に係る効果に加えて、以下に示す効果を得ることができる。
本変形例に係る磁気共鳴イメージング装置１００によれば、一枚のＴ１マップに対して、シネ撮像のスライス枚数は２倍になるため、Ｔ１マップのスライス枚数がシネ撮像のスライス枚数に比較して少なくてもよい場合に、シネ撮像のスライスカバレージ（スライス範囲）を確保することができる。加えて、本変形例によれば、シネ撮像のスライス厚をＴ１マップの半分にしてシネ撮像のスライス方向の分解能を上げることができる。また、本変形例の応用例として、セグメント数を減らす、または時相数を減らすことで、シネ画像のスライス厚を増やすことも可能となる。

（第２の変形例）
本実施形態との相違は、シネ撮像の収集時におけるパラレルイメージングの高速化率を上げる、または空間分解能、時相数を減少させるなどのいずれかの手段により、第２スライスにおけるデータの収集を一つの縦磁化回復期間（３心拍に相当する期間）で完了し、次の縦磁化回復期間において、第２スライスで、シネ撮像およびＴ１撮像とは異なる撮像を実行することにある。

図９は、本変形例に係る撮像プロトコルの一例を示す図である。図９に示すように、撮像プロトコルは、第１スライスにおいて実行される第１収集と、第２スライスにおいて実行される第２収集と、Ｔ１マップおよびシネ画像とは異なる種別であって、第２スライスにおいて実行される収集（以下、第３収集と呼ぶ）とを有する。すなわち、図９に示す撮像プロトコルは、第１収集と第２収集と第３収集とを実行する単一のプロトコルである。第３収集に関する第３撮像シーケンスは、第１収集に関する第１撮像シーケンスおよび第２収集に関する第２撮像シーケンスと異なる。

図９に示すように、制御回路１７は、第２スライスに関するデータ収集を、第１縦磁化回復期間２４２の３心拍分で完了する。制御回路１７は、第２縦磁化回復期間（次の緩和時間待ち時間）２４４における３心拍各々において、第２スライスに対して第３撮像シーケンスにより、流速測定のデータ収集（６３４、６３５、６３６）を行う。データ処理回路は、第３収集により得られた流速測定のデータに基づいて、第２スライスにおける流体の流速を示す流速画像を再構成する。第３撮像シーケンスは、例えば、位相コントラスト法による撮像シーケンスである。なお、第３撮像シーケンスは、位相コントラスト法に限定されない。

図９に示す撮像プロトコルによれば、データ処理回路１３は、第１スライスに関するＴ１マップと、第２スライスに関するシネ画像および流速画像とを、一回の息止めで得ることができる。なお、第２縦磁化回復期間２４４で撮像される画像は、位相コントラスト法による流速画像に限定されず、例えば、マルチエコーのグラディエントエコー法によるＴ２^＊緩和時間の分布画像（以下、Ｔ２^＊マップと呼ぶ）など他の画像種でも構わない。このとき、第３撮像シーケンスは、マルチエコーのグラディエントエコー法によるＴ２^＊マップに関するデータ収集のための撮像シーケンスに相当する。Ｔ２^＊マップは、心筋への鉄沈着の評価に使用される。

以上に述べた構成によれば、本実施形態に係る効果に加えて、以下に示す効果を得ることができる。
本変形例に係る磁気共鳴イメージング装置１００によれば、単一の撮像プロトコルにおいて、第１縦磁化回復期間２４２と第２縦磁化回復期間２４４とにおいて、第２スライスに対して異なる画像を得るためのデータ収集を実行することができる。これにより、本変形例によれば、Ｔ１マップに関するデータの収集において、シネ画像とは異なる画像（流速画像、Ｔ２^＊マップなど）とシネ画像とに関するデータを、１回の息止めで収集することができるため、検査効率を向上させることができる。

以上、本実施形態と第１の変形例と第２の変形例とについて説明したが、本実施形態と第１の変形例と第２の変形例とは、上述の記載に限定されるものでは無く、適宜変形して実施することが可能である。例えば、本実施形態では、Ｔ１緩和の待ち時間に第２スライスのシネ画像を撮像するとしたが、シネ画像に限らず位相コントラスト法による流速画像に関する撮像や、マルチエコーのグラディエントエコー法によるＴ２^＊緩和時間マップに関する撮像を行ってもよい。このとき、これらの撮像に関する撮像シーケンスは、上記撮像プロトコルに組み込まれる。記憶回路１４は、上述した種々の変形例で説明した撮像プロトコルを、それぞれ異なるプリセットとして記憶してもよい。

また、Ｔ１マップ、シネ撮像にはｂａｌａｎｃｅｄ ｓｔｅａｄｙ−ｓａｔｅ ｆｒｅｅ ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ（ＳＳＦＰ）型のシーケンスを使用するとしたが、他のパルスシーケンス、例えば、ｇｒａｄｉｅｎｔ ｆｉｅｌｄ ｅｃｈｏ法、ｅｃｈｏ ｐｌａｎａｒ ｉｍａｇｉｎｇ法などを使用してもよい。また、図３および図４に示したシネ撮像はＣａｒｔｅｓｉａｎ サンプリングで説明したが、ラディアルまたはスパイラルのような非Ｃａｒｔｅｓｉａｎの軌跡で収集しても構わない。

なお、上述した実施形態および第１、第２の変形例で示した撮像プロトコルによる撮像手順は、ソフトウェアであるプログラムに基づいて実行されることが可能である。上述した実施形態等で記述された撮像プロトコルは、本磁気共鳴イメージング装置１００における計算機システム１０に実行させることのできるプログラムとして、磁気ディスク（フレキシブルディスク、ハードディスク等）、光ディスク（ＣＤ−ＲＯＭ、ＣＤ−Ｒ、ＣＤ−ＲＷ、ＤＶＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ±Ｒ、ＤＶＤ±ＲＷ等）、半導体メモリ、又はこれに類する記録媒体に記録される。コンピュータ又は組み込みシステムが読み取り可能な記憶媒体であれば、その記憶形式は何れの形態であってもよい。

このとき、計算機システム１０は、この記録媒体からプログラムを読み込み、このプログラムに基づいてプログラムに記述されている指示をＣＰＵで実行させれば、上述した実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００と同様な動作を実現することができる。もちろん、計算機システム１０がプログラムを取得する場合又は読み込む場合はネットワークを通じて取得又は読み込んでもよい。

更に、記憶媒体は、コンピュータあるいは組み込みシステムと独立した媒体に限らず、ＬＡＮ（Ｌｏｃａｌ Ａｒｅａ Ｎｅｔｗｏｒｋ）やインターネット等により伝達されたプログラムをダウンロードして記憶又は一時記憶した記憶媒体も含まれる。

また、記憶媒体は１つに限られず、複数の媒体から、上述した実施形態における処理が実行される場合も、実施形態における記憶媒体に含まれ、媒体の構成は何れの構成であってもよい。

以上述べた磁気共鳴イメージング装置によれば、Ｔ１緩和時間の分布の収集時において、検査効率を向上可能である。

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…静磁場磁石、２…傾斜磁場コイル、３…傾斜磁場電源、４…寝台、４ａ…天板、５…寝台制御回路、６…送信ＲＦコイル、７…送信回路、８…受信ＲＦコイル、９…受信回路、１０…計算機システム、１１…インタフェース回路、１２…データ収集回路、１３…データ処理回路、１４…記憶回路、１５…表示回路、１６…入力回路、１７…制御回路、１００…磁気共鳴イメージング装置、２０１…第１のＩＲパルス、２０２…第２のＩＲパルス、２０３…第３のＩＲパルス、２１１…Ｔ１測定第１収集、２１２…Ｔ１測定第２収集、２１３…Ｔ１測定第３収集、２１４…Ｔ１測定第４収集、２１５…Ｔ１測定第５収集、２１６…Ｔ１測定第６収集、２１７…Ｔ１測定第７収集、２１８…Ｔ１測定第８収集、２１９…Ｔ１測定第９収集、２２０…Ｔ１測定第１０収集、２２１…Ｔ１測定第１１収集、２３１…シネ第１収集、２３２…シネ第２収集、２３３…シネ第３収集、２３４…シネ第４収集、２３５…シネ第５収集、２３６…シネ第６収集、２４１…第１Ｔ１測定期間、２４２…第１縦磁化回復期間、２４３…第２Ｔ１測定期間、２４４…第２縦磁化回復期間、２４５…第３Ｔ１測定期間、３０１…時相１におけるシネ第１収集で収集されたデータのｋ空間への充填領域、３０２…時相１におけるシネ第２収集で収集されたデータのｋ空間への充填領域、３０３…時相１におけるシネ第３収集で収集されたデータのｋ空間への充填領域、３０４…時相１におけるシネ第４収集で収集されたデータのｋ空間への充填領域、３０５…時相１におけるシネ第５収集で収集されたデータのｋ空間への充填領域、３０６…時相１におけるシネ第６収集で収集されたデータのｋ空間への充填領域、５３４…第３収集におけるシネ第１収集、５３５…第３収集におけるシネ第２収集、５３５…第３収集におけるシネ第３収集、６３４、６３５、６３６…第２縦磁化回復期間における第３収集。

Claims (11)

1. 第１スライスを対象としたＴ１緩和時間の分布を作成するためのデータを、隣接する２つの空間非選択の反転回復パルスの間に収集する第１の収集と、前記第１スライスと交差しない第２スライスを対象とし、前記第１の収集とは異なる種別である第２の収集とを実行する制御部を具備し、
   前記制御部は、前記隣接する２つの空間非選択の反転回復パルスの間であって、前記第１の収集が終わった後に、前記第２の収集を実行する、
   磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記第２の収集は、前記第１スライスにおける縦磁化の回復に影響を与えない収集である、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記第１の収集により第１画像を再構成し、前記第２の収集により前記第１画像とは異なる種別の第２画像を再構成するデータ処理部をさらに具備し、
   前記第２画像は、前記第２スライスにおけるシネ画像である、
   請求項１乃至２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。
4. 前記第１の収集により第１画像を再構成し、前記第２の収集により前記第１画像とは異なる種別の第２画像を再構成するデータ処理部をさらに具備し、
   前記第２画像は、前記第２スライスにおける流体の流速を示す流速画像である、
   請求項１乃至２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. 前記第２の収集は、位相コントラスト法を用いた収集である、
   請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記第１の収集により第１画像を再構成し、前記第２の収集により前記第１画像とは異なる種別の第２画像を再構成するデータ処理部をさらに具備し、
   前記第２画像は、前記第２スライスにおけるＴ２^＊緩和時間の分布を示す画像である、 請求項１乃至２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. 前記第１の収集に対応する撮像シーケンスは、ＭＯＬＬＩ（Ｍｏｄｉｆｉｅｄ Ｌｏｏｋ−Ｌｏｃｋｅｒ Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ）法である、
   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. 前記第１スライスと前記第２スライスとは、互いに平行であって、所定の間隔だけ離れている、
   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。
9. 前記第１スライスおよび前記第２スライスは、撮像対象部位として心臓に関するスライスである、
   請求項１乃至８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。
10. 第１スライスを対象としてＴ１緩和時間の分布を作成するためのデータを収集する第１の収集を、隣接する２つの空間非選択の反転回復パルスの間の第１期間、および、前記第１期間とは異なる、隣接する２つの空間非選択の反転回復パルスの間の第２期間に実行し、前記第１スライスと交差しない第２スライスを対象とし、前記第１の収集とは異なる種別である第２の収集を前記第１期間に実行し、前記第１スライスおよび前記第２スライスそれぞれと交差しない第３スライスを対象とし、前記第１の収集とは異なる種別である第３の収集を前記第２期間に実行する制御部を具備し、
    前記制御部は、前記第１期間であって、前記第１の収集が終わった後に、前記第２の収集を実行し、前記第２期間であって、前記第１の収集が終わった後に、前記第３の収集を実行する、
    磁気共鳴イメージング装置。
11. 第１スライスを対象としてＴ１緩和時間の分布を作成するためのデータを収集する第１の収集を、隣接する２つの空間非選択の反転回復パルスの間の第１期間、および、前記第１期間とは異なる、隣接する２つの空間非選択の反転回復パルスの間の第２期間に実行し、前記第１スライスと交差しない第２スライスを対象とし、前記第１の収集とは異なる種別である第２の収集を前記第１期間に実行し、前記第１スライスおよび前記第２スライスそれぞれと交差しない第３スライスを対象とし、前記第１の収集および前記第２の収集いずれとも異なる種別である第３の収集を前記第２期間に実行する制御部を具備し、
    前記制御部は、前記第１期間であって、前記第１の収集が終わった後に、前記第２の収集を実行し、前記第２期間であって、前記第１の収集が終わった後に、前記第３の収集を実行する、
    磁気共鳴イメージング装置。