(57)【要約】【課題】造影剤を投与することなく、下肢の血流など、低流速の流れを確実に描出する。【解決手段】一実施形態のＭＲＩ装置は、静磁場中に置かれた被検体に読出し傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスに拠るスキャンを実行するものであり、信号収集手段と、画像生成手段とを備える。信号収集手段は、被検体からのエコー信号を読み出すためのパルス本体、および、パルス本体に付加されると共に被検体内の動きのある流体の磁化スピンをディフェーズさせる制御パルスを含むように読出し傾斜磁場パルスを構成し、スキャンを実行することでエコー信号を収集する。画像生成手段は、エコー信号に基づいて、流体の画像、又は、流体の影響を受ける画像を生成する。【選択図】  図８
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場中に置かれた被検体に読出し傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスに拠るスキャンを実行するＭＲＩ装置において、
前記被検体からのエコー信号を読み出すための読出し傾斜磁場パルス本体と、前記被検体内の動きのある流体の磁化スピンをディフェーズさせるディフェーズパルスとが前記読出し傾斜磁場パルスの印加方向において印加されるように前記スキャンを実行することで、前記エコー信号を収集する信号収集手段と、
前記エコー信号に基づいて、前記流体の画像を生成する画像生成手段と
を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項２】
請求項１記載のＭＲＩ装置において、
前記信号収集手段は、前記スキャンとして、前記被検体の心時相として設定された第１および第２の心時相それぞれにおいて、前記ディフェーズパルスを含む第１のスキャンおよび第２のスキャンを実行することを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項３】
請求項１記載のＭＲＩ装置において、
前記信号収集手段は、前記被検体の第１の心時相として収縮期の心時相を設定すると共に前記被検体の第２の心時相として拡張期の心時相を設定し、同一のスライス又はスライスエンコード量の撮像の中で、前記第１の心時相にて第１の前記スキャンを実行する動作と、前記第２の心時相にて第２の前記スキャンを実行する動作とを交互に繰り返すことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項４】
請求項３記載のＭＲＩ装置において、
前記信号収集手段は、前記第１のスキャンによってｋ空間全体を埋める前記エコーデータを収集すると共に、前記第２のスキャンによってｋ空間の一部を埋める前記エコーデータを収集し、
前記画像生成手段は、前記第１のスキャンの前記エコーデータを第１のｋ空間に配置すると共に前記第２のスキャンの前記エコーデータを第２のｋ空間に配置し、前記第２のｋ空間上の未収集領域に対して、前記第１のｋ空間の一部であると共に前記未収集領域に対応する領域の前記エコーデータを複写することを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項５】
請求項１記載のＭＲＩ装置において、
撮像部位または前記流体を特定する情報の入力を受け付ける手段をさらに備え、
前記信号収集手段は、入力された前記撮像部位または前記流体に応じて、前記流体の磁化スピンをディフェーズさせる前記ディフェーズパルスの強度を制御することを特徴とするＭＲＩ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体内のスピン（原子核スピン）の磁気共鳴現象に基づいてその内部を画像化する磁気共鳴イメージングに係り、造影剤を用いることなく、動静脈相画像を得るＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置及びＭＲ（磁気共鳴）イメージング方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
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そのラーモア周波数の高周波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。
【０００３】
この磁気共鳴イメージングの分野において、肺野や腹部の血流像を得る場合、臨床的には、被検体に造影剤を投与して血管造影を行うＭＲアンギオグラフィが行われ始めている。しかし、この造影ＭＲアンギオグラフィ法は、造影剤の投与が伴うことから、侵襲的な処置が必要で、何よりもまず、患者の精神的且つ体力的な負担が大きい。また、検査コストも高い。さらに、患者の体質などによっては造影剤を投与できない場合もある。
【０００４】
一方、造影ＭＲアンギオグラフィ法に代わる手法として、タイム・オブ・フライト（ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ：ＴＯＦ）法、位相コントラスト（ｐｈａｓｅ  ｃｏｎｔｒａｓｔ：ＰＣ）法などが知られている。
【０００５】
この内、タイム・オブ・フライト法及び位相コントラスト法は、血流などの流れの効果を利用する手法である。流れの効果は、移動するスピンが有する２つの性質のいずれかによって起こる。１つは、スピンが単純に位置を移動させることで、２つ目は、傾斜磁場の中をスピンが移動することによって生じる横磁化の位相シフトに依る。この内、前者の位置移動に基づく手法がＴＯＦ法であり、後者の位相シフトに基づく手法が位相コントラスト法である。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、上述したＴＯＦ法や位相コントラスト法は、何れも血液などの流体の流れの効果を利用する手法であることから、ＭＲＩ装置の性能にも依存するが、一般的には、速度が２〜３ｃｍ／ｓ以上の血流のみを描出可能であって、これよりも低い速度の流れは殆ど検出できなかった。例えば、患者（人）の抹消静脈、リンパ管、ＣＳＦ（脊髄液）、膵管などの流れは遅く、１ｃｍ／ｓ以下の速度が殆どである。しかも、拍動などに因る位置ずれの影響もあるので、これら低速度の流体の流れは従来、検出不可能であった。
【０００７】
また、上述したＴＯＦ法や位相コントラスト法にしても、血流方向と垂直なスライスを撮像する必要がある。つまり、スライス方向をその上下方向に合わせてアキシャル像を撮影する必要がある。このため、２次元スライス像の場合、血流の流れに沿った画像にはならない。このため、３次元画像を得ようとすると、スライス枚数が多くなって、撮像全体の時間が長くなるという問題もあった。
【０００８】
本発明は、このような従来技術の現状を打破するためになされたもので、造影剤を投与することなく、下肢の血流などに見られる低流速の流れを確実に描出することを、その第１の目的とする。
【０００９】
また本発明は、造影剤を投与することなく、短時間の撮像で、下肢の血流などに見られる低流速の流れを高画質で確実に描出することを、その第２の目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
一実施形態のＭＲＩ装置は、静磁場中に置かれた被検体に読出し傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスに拠るスキャンを実行するものであり、信号収集手段と、画像生成手段とを備える。前記信号収集手段は、前記被検体からのエコー信号を読み出すための読出し傾斜磁場パルス本体と、前記被検体内の動きのある流体の磁化スピンをディフェーズさせるディフェーズパルスとが前記読出し傾斜磁場パルスの印加方向において印加されるように前記スキャンを実行することで、前記エコー信号を収集する。前記画像生成手段は、前記エコー信号に基づいて、前記流体の画像を生成する。
【００１１】
前記信号収集手段は例えば、前記被検体の心時相として第１および第２の心時相を設定すると共に、前記流体の磁化スピンをディフェーズさせるパルスとして前記第１および第２の心時相の前記読出し傾斜磁場パルスの前記制御パルスを構成し、前記第１および第２の心時相において第１の前記スキャンおよび第２の前記スキャンをそれぞれ実行することで、前記エコー信号から成るエコーデータを２組収集する。
【００１２】
前記信号収集手段は例えば、前記被検体の第１の心時相として収縮期の心時相を設定すると共に前記被検体の第２の心時相として拡張期の心時相を設定し、同一のスライス又はスライスエンコード量に設定される１回の撮像の中で、前記第１の心時相にて第１の前記スキャンを実行する動作と、前記第２の心時相にて第２の前記スキャンを実行する動作とを交互に繰り返す。
この場合、前記信号収集手段は例えば、前記第１のスキャンによってｋ空間全体を埋める前記エコーデータを収集すると共に、前記第２のスキャンによってｋ空間の一部を埋める前記エコーデータを収集し、前記画像生成手段は、前記第１のスキャンの前記エコーデータを第１のｋ空間に配置すると共に前記第２のスキャンの前記エコーデータを第２のｋ空間に配置し、前記第２のｋ空間上の未収集領域に対して、前記第１のｋ空間の一部であると共に前記未収集領域に対応する領域の前記エコーデータを複写する。
【００１３】
撮像部位または前記流体を特定する情報の入力を受け付ける手段をさらに設け、前記信号収集手段が、入力された前記撮像部位または前記流体に応じて、前記流体の磁化スピンをディフェーズさせる前記制御パルスの強度を制御する構成としてもよい。
【００１４】
また、前記被検体内の動きのある流体の動き方向に、前記読出し傾斜磁場パルスの印加方向を実質的に合わせる構成としてもよい。
また、前記制御パルスは、前記磁化スピンのディフェーズ及びリフェーズのうちの少なくとも一方を担うパルスであってもよい。また、前記２つの心時相で前記第１及び第２のスキャンに用いるパルスシーケンスの読出し傾斜磁場パルスの制御パルスを共に前記ディフェーズ又はリフェーズを担うパルスで形成していてもよい。
【００１５】
また好適には、前記２つの心時相のうち、一方の心時相における前記第１のスキャンに用いるパルスシーケンスの読出し傾斜磁場パルスの制御パルスは前記ディフェーズを担うパルスで形成され、他方の心時相における前記第２のスキャンに用いるパルスシーケンスの読出し傾斜磁場パルスの制御パルスは前記リフェーズを担うパルスで形成される。
【００１６】
例えば、前記信号収集手段が２つの時相として前記被検体の心臓の収縮期及び拡張期に属する心時相をそれぞれ設定し、前記制御パルスが前記収縮期の心時相にて前記磁化スピンのディフェーズを担うと共に前記拡張期の心時相にて前記磁化スピンのリフェーズを担う構成としてもよい。例えば、前記制御パルスの波形面積を変更可能に設定していてもよい。
【００１７】
例えば、前記流体は前記被検体内の血流であり、前記血流は、流速が遅い前記被検体の下肢の動静脈であって、前記画像生成手段は、前記動静脈を分離した画像を生成する動静脈画像生成手段である。
【００１８】
一例として、前記第１及び第２のスキャンはハーフフーリエ法に基づくスキャンである。例えば、前記第１のスキャンは、第１のｋ空間の位相エンコード方向における低周波領域を成す中心領域にエコーデータを配置するためのエコー信号を発生させるパルスシーケンスに拠るスキャンであり、前記第２のスキャンは、第２のｋ空間の位相エンコード方向における低周波領域を成す中心領域と、高周波領域を成す両端部の内の一方とにエコーデータを配置するためのエコー信号を発生させるパルスシーケンスに拠るスキャンである。
【００１９】
この場合、前記画像生成手段は、前記第１のスキャンによりエコーデータが収集される第１のｋ空間、及び、前記第２のスキャンによりエコーデータが収集される第２のｋ空間のそれぞれにおいて、前記ハーフフーリエ法に応じた演算によってエコーデータを生成して配置する演算手段と、前記第１のｋ空間上で残っている未収集領域に前記第２のｋ空間の対応する領域のエコーデータを複写する複写手段とを備えていてもよい。
【００２０】
例えば、前記画像生成手段は、前記第１のｋ空間のエコーデータ又はその画像データと、前記第２のｋ空間のエコーデータ又はその画像データとの間で演算を行うことで、動脈相画像に関するエコーデータ又はその画像データを得る動脈相画像生成手段を備えることができる。
【００２１】
また、前記動脈相画像生成手段により実行される演算は、差分演算、重付け差分演算、又は加算演算であってもよい。また、例えば、前記画像生成手段は、前記動脈相画像生成手段から得られた動脈相画像に関するエコーデータ又はその画像データと、前記第２のｋ空間のエコーデータ又はその画像データとの間で差分演算を行うことで、静脈相画像に関するエコーデータ又はその画像データを得る静脈相画像生成手段を備えてもよい。
好適には、前記第１及び第２のスキャンは２次元スキャン又は３次元スキャンである。例えば、前記第１及び第２のスキャンに用いるパルスシーケンスは、ＦＡＳＥ（Ｆａｓｔ  Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ  ＳＥ）法、ＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法、ＦＳＥ（高速ＳＥ）法、又はＳＥ法に拠るパルス列である。
【００２２】
一例として、前記信号収集手段は、前記被検体の心時相を表す信号を検出する検出手段と、この検出手段により検出される信号中に現れる周期的な心拍参照波からの異なる時刻にて前記被検体の撮像部位に準備用ＭＲシーケンスを複数回実行して複数枚のＭＲ画像を得る準備手段と、この準備手段により得られた複数枚のＭＲ画像から前記２つの時相を決める手段とを備える。例えば、前記心時相を表す信号は前記被検体のＥＣＧ信号又はＰＰＧ信号であり、前記心拍参照波はそのＥＣＧ信号又はＰＰＧ信号のＲ波である。
また、好適には、前記制御パルスの強度を前記流体の流れの速度に応じて制御する手段を備えることができる。
【発明の効果】
【００２３】
本発明のＭＲＩ装置によれば、例えば、異なる心時相に同期してイメージングスキャンを行ったり、読出し傾斜磁場パルスにディフェーズパルスやリフェーズパルスを付加する構成としたため、造影剤を投与することなく、下肢の血流などに見られる低流速の流れを確実に描出しうる。特に、下肢の動静脈を分離した画像を短時間に且つ高画質に描出しうる。
【図面の簡単な説明】
【００２４】
【図１】実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す機能ブロック図。
【図２】第１の実施形態におけるＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン及び２回のイメージングスキャンの時系列関係を説明する図。
【図３】ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの手順を例示する概略フローチャート。
【図４】ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンのＥＣＧ信号に対する時系列関係を例示するタイミングチャート。
【図５】ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより得られた、遅延時間をダイナミックに変化させたときの模式的画像図。
【図６】第１回目及び第２回目のイメージングスキャンの一例を示す概略フローチャート。
【図７】第１回目及び第２回目のイメージングスキャンの一例を示す概略フローチャート。
【図８】第１の実施形態における心電同期法に基づく第１回目及び第２回目のイメージングスキャンのタイミングを例示するタイミングチャート。
【図９】読出し傾斜磁場に付加するディフェーズパルス及びリフェーズパルスを説明する図。
【図１０】３次元の撮像部位と撮像する血管との位置関係を説明する図。
【図１１】第１の実施形態におけるエコーデータの演算及び表示の処理を説明する概略フローチャート。
【図１２】動脈相画像を得るための差分演算の概要を説明する模式図。
【図１３】静脈相画像を得るための差分演算の概要を説明する模式図。
【図１４】動脈相画像及び静脈相画像の同時表示状態を例示する図。
【図１５】第１の実施形態の変形例で実施される２回のイメージングスキャンのパルスシーケンス。
【図１６】第２の実施形態に係るＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン及び１回のイメージングスキャンの時系列関係を説明する図。
【図１７】イメージングスキャンの一例を示す概略フローチャート。
【図１８】メージングスキャンの一例を示す概略フローチャート。
【図１９】第１の実施形態における心電同期法に基づくイメージングスキャンのタイミングを例示するタイミングチャート。
【図２０】収縮期と拡張期に夫々収集したエコーデータをｋ空間に配置する様子を説明する図。
【図２１】第２の実施形態におけるエコーデータの演算及び表示の処理を説明する概略フローチャート。
【発明を実施するための形態】
【００２５】
（第１の実施の形態）
第１の実施の形態を、図１〜図１３を参照して説明する。
この実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。
【００２６】
（１．１）装置の構成
このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部と、被検体Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測する心電計測部とを備えている。
【００２７】
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ０を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４には、後述するホスト計算機の制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のための電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
【００２８】
傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向及びＺ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はまた、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケンサ５の制御のもとで、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
【００２９】
傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、物理軸である３軸（Ｘ軸，Ｙ軸，Ｚ軸）方向の傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場ＧＳ、位相エンコード方向傾斜磁場ＧＥ、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場ＧＲから成る論理軸方向を任意に設定・変更することができる。スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は静磁場Ｈ０に重畳される。
【００３０】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。この送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは後述するシーケンサ５の制御のもとで動作する。送信器８Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に供給する。受信器８Ｒは、ＲＦコイル７が受信したエコー信号などのＭＲ信号（高周波信号）を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してＭＲ信号のデジタルデータ（原データ）を生成する。
【００３１】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ（シーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、入力器１３、及び音声発生器１６を備える。この内、ホスト計算機６は、記憶したソフトウエア手順（図示せず）により、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する機能を有する。
【００３２】
なお、このＭＲＩ装置は、予め選択した値の同期タイミング（心時相）に基づく心電同期法に拠るＭＲスキャンを行うことを特徴の１つとしている。ホスト計算機６は、図２に示すように、予め同期タイミングを決めるための準備用パルスシーケンスを実行する準備用スキャン（以下、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンという）、及び、その同期タイミングに拠る心電同期でイメージング用パルスシーケンスを実行する２回のイメージング用スキャン（以下、イメージングスキャンという）を、図示しないメインプログラムを実行する中で行う。ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの実行ルーチンの一例を図３に、心電同期に基づく第１回目及び第２回目におけるイメージングスキャンの実行ルーチンの一例を図６、７に示す。
【００３３】
シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの動作を制御するとともに、受信器８Ｒが出力したＭＲ信号のデジタルデータを一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送するように構成されている。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚ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を含む。
【００３４】
このパルスシーケンスとしては、フーリエ変換法を適用したものであれば、２次元（２Ｄ）スキャン又は３次元スキャン（３Ｄ）のものであってもよい。また、そのパルス列の形態としては、ＳＥ法、高速ＳＥ法、ＥＰＩ（Ｅｃｈｏ  Ｐｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｉｎｇ；エコープラナーイメージング）法、ＦＡＳＥ（Ｆａｓｔ  Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ  ＳＥ）法（すなわち、高速ＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせたイメージング法）など、ＳＥ系のパルス列が好適である。
【００３５】
また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒが出力したデジタルデータ（原データ又は生データとも呼ばれる）を、シーケンサ５を通して入力し、その内部メモリによるｋ空間（フーリエ空間または周波数空間とも呼ばれる）にそのデジタルデータを配置し、このデータを１組毎に２次元又は３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再構成する。また演算ユニットは、必要に応じて、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理（重付け差分処理も含む）も実行可能になっている。この合成処理には、画素毎に加算する処理、最大値投影（ＭＩＰ）処理などが含まれる。また、上記合成処理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとって原データのまま１フレームの原データに合成するようにしてもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、重み付け加算処理などが含まれる。
【００３６】
記憶ユニット１１は、再構成された画像データのみならず、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを保管することができる。表示器１２は画像を表示する。また入力器１３を介して、術者が希望する同期タイミング選択用のパラメータ情報、スキャン条件、パルスシーケンス、画像合成や差分の演算に関する情報をホスト計算機６に入力できる。
【００３７】
音声発生器１６は、ホスト計算機６から指令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発することができる。
【００３８】
さらに、心電計測部は、被検体の体表に付着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してホスト計算機６およびシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを備える。この心電計測部による計測信号は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンと心電同期のイメージングスキャンとのそれぞれを実行するときにシーケンサ５に必要に応じて用いることができる。これにより、心電同期法の同期タイミングを適切に設定でき、この同期タイミングに基づく心電同期のイメージングスキャンを行ってデータ収集できるようになっている。
【００３９】
（１．２）ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン
次に、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンによる最適な同期タイミングの決定処理を図３〜５に基づき説明する。
ホスト計算機６は、図示しない所定のメインプログラムを実行している中で、入力器１３からの指令に応答して、図３に示すＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを開始する。
【００４０】
最初に、ホスト計算機６は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを実行するスキャン条件およびパラメータ情報を入力器１３から読み込む（同図ステップＳ１）。スキャン条件には、スキャンの種類、パルスシーケンス、読出し傾斜磁場パルスの印加方向などが含まれる。パラメータ情報には、心電同期の同期タイミング（時相）を決めるための初期時間Ｔ０（ここでは、ＥＣＧ信号中のＲ波のピーク値からの経過時間）、時間増分に刻み幅Δｔ、回数カウンタＣＮＴの上限値などが含まれ、これらのパラメータは操作者に任意に設定できる。
【００４１】
次いで、ホスト計算機６は、シーケンスの実行回数をカウントする回数カウンタＣＮＴおよび同期タイミングを決めるための時間の増分パラメータＴｉｎｃをクリヤする（ＣＮＴ＝０，Ｔｉｎｃ＝０：ステップＳ２）。この後、ホスト計算機６は音声発生器１６にメッセージデータを送出して、例えば「息を止めて下さい」といった息止め指令を被検体（患者）に対して行わせる（ステップＳ３）。この息止めは、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン実行中の被検体の体動を抑制する上で実施する方が好ましいが、場合によっては、息止めを実施しない状態でＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを実行するようにしてもよい。
【００４２】
このように準備が整うと、ホスト計算機６はステップＳ４以降の処理を順次実行する。これにより、心電同期の同期タイミングを変更しながらのスキャン実行に移行する。
【００４３】
具体的には、Ｒ波のピーク到達時間からの遅延時間ＴＤＬが、ＴＤＬ＝Ｔ０＋Ｔｉｎｃにより演算される（ステップＳ４）。次いで、ＥＣＧユニット１８で信号処理されたＥＣＧ信号が読み込まれ、その信号中のＲ波のピーク値が出現したか否かが判断される（ステップＳ５）。この判断処理はＲ波出現まで繰り返される。Ｒ波が出現すると（ステップＳ５，ＹＥＳ）、ステップＳ４で演算したその時点の遅延時間ＴＤＬがＲ波ピーク時間から経過したかどうかが続いて判断される（ステップＳ６）。この判断処理も遅延時間ＴＤＬが経過するまで続けられる。
【００４４】
Ｒ波のピーク時刻から遅延時間ＴＤＬが経過すると（ステップＳ６，ＹＥＳ）、各回のパルスシーケンスの開始をシーケンサ５に指令する（ステップＳ７：図４参照）。このパルスシーケンスは、好ましくは、後述するイメージング用パルスシーケンスと同一タイプに設定され、例えば、高速ＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせた２Ｄ−ＦＡＳＥ（Ｆａｓｔ  Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ  ＳＥ）法である。勿論、このシーケンスには高速ＳＥ法、ＥＰＩ法など、各種のものを採用できる。この指令に応答し、シーケンサ５は操作者から指令された種類のパルスシーケンスの実行を開始するので、被検体の所望部位の領域がスキャンされる。このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは、例えば、画像データ収集用のイメージングスキャン（本スキャン）が３次元（３Ｄ）法の場合、２次元（２Ｄ）スキャンで行ってもよいし、イメージングスキャンの領域に合わせた３次元スキャンで行ってもよい。本実施形態では、イメージングスキャンは３次元スキャンとして実行するが、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンはスキャン時間短縮の観点から２次元スキャンとして実行する。ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの使命に鑑みると、２次元スキャンでも十分である。
【００４５】
上記シーケンス実行開始の指令後、回数カウンタＣＮＴ＝ＣＮＴ＋１の演算が行われ（ステップＳ８）、さらに、時間の増分パラメータＴｉｎｃ＝ΔＴ・ＣＮＴの演算が行われる（ステップＳ９）。これにより、パルスシーケンスの実行を指令した各回毎に回数カウンタＣＮＴのカウント値が１ずつ増加し、また同期タイミングを調整する増分パラメータＴｉｎｃがそのカウント値に比例して増加する。
【００４６】
次いで、各回のパルスシーケンスの実行に必要な予め定めた所定期間（例えば５００〜１０００ｍｓｅｃ程度）が経過するまでそのまま待機する（ステップＳ１０）。さらに、回数カウンタＣＮＴが予め定めた上限値になったか否かを判断する（ステップＳ１１）。同期タイミングを最適化させるために、遅延時間ＴＤＬを各種の時間値に変更しながら、例えば５枚の２次元像を撮影する場合、回数カウンタＣＮＴ＝５に設定される。回数カウンタＣＮＴ＝上限値に到達していない場合（ステップＳ１１，ＮＯ）、ステップＳ５の処理に戻って上述した処理が繰り返される。反対に、回数カウンタＣＮＴ＝上限値に到達した場合（ステップＳ１１，ＹＥＳ）、息止め解除の指令が音声発生器１６に出され（ステップＳ１２）、その後の処理はメインプログラムに戻される。息止めの音声メッセージは例えば「息をして結構です」である。
【００４７】
上述の処理を順次実行すると、一例として、図４に示すタイミングで準備用のパルスシーケンスが実行されたことになる。例えば、初期時間Ｔ０＝３００ｍｓｅｃ，時間刻みΔＴ＝１００ｍｓｅｃを指令していたとすると、第１回目のシーケンスに対する遅延時間ＴＤＬ＝３００ｍｓｅｃ、第２回目のそれに対する遅延時間ＴＤＬ＝４００ｍｓｅｃ、第３回目のそれに対する遅延時間ＴＤＬ＝５００ｍｓｅｃ、…といった具合に同期タイミングを決する遅延時間ＴＤＬが調整される。
【００４８】
このため、息止め指令後の最初のＲ波がピーク値に達すると、その到達時刻から遅延時間ＴＤＬ（＝Ｔ０）後に、例えば２次元ＦＡＳＥ法に基づく第１回目のスキャンＩＭＧｐｒｅｐ１が所定時間（５００〜１０００ｍｓｅｃ）継続し、エコー信号が収集される。このシーケンス継続中に次のＲ波が出現した場合でも、図３のステップＳ１０の待機処理があるので、このＲ波出現には何等関与されずに、シーケンスは続けられる。つまり、ある心拍に同期して開始されたシーケンスの実行処理は次の心拍にまたがって続けられ、エコー信号が収集される。
【００４９】
そして、回数カウンタＣＮＴが所定値に到達していない場合、ステップＳ５〜Ｓ１１の処理が再び実行される。このため、図４の例では、３番目のＲ波が出現してピーク値に達すると、この到達時点から遅延時間ＴＤＬ＝Ｔ０＋Ｔｉｎｃ＝４００ｍｓｅｃが経過した時点で、第２回目のスキャンＩＭＧｐｒｅｐ２が所定時間継続し、同様にエコー信号が収集される。このスキャンが終わって次のＲ波が出現し、遅延時間ＴＤＬ＝Ｔ０＋２・Ｔｉｎｃ＝５００ｍｓｅｃが経過すると、第３回目のスキャンＩＭＧｐｒｅｐ３が所定時間継続し、同様にエコー信号が収集される。さらに、このスキャンが終わって次のＲ波が出現し、遅延時間ＴＤＬ＝Ｔ０＋３・Ｔｉｎｃ＝６００ｍｓｅｃが経過すると、第４回目のスキャンＩＭＧｐｒｅｐ４が所定時間継続し、同様にエコー信号が収集される。このスキャンが所望回数、例えば５回続き、合計５フレーム（枚）の同一断面のエコーデータが収集される。
【００５０】
エコーデータは順次、受信器８Ｒおよびシーケンサ５を経由して演算ユニット１０に送られる。演算ユニット１０はｋ空間（周波数空間）のエコーデータを２次元フーリエ変換法により実空間の画像データに再構成する。この画像データは血流像データとして記憶ユニット１１に記憶される。ホスト計算機６は、例えば入力器１３からの操作信号に応答して、この血流像を順次、シネ（ＣＩＮＥ）表示する。
【００５１】
つまり、図５に模式的に示す如く、例えば下肢の時相が相互に異なるｎ枚の２次元コロナル像が表示される。このコロナル像には、下肢をほぼ上下方向に流れる動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが位置する。但し、撮像したタイミング、すなわちＲ波からの「遅延時間ＴＤＬ＝初期時間Ｔ０＋Ｔｉｎｃ・Δｔ」が画像毎に異なる。術者はこれらの画像を目視観察して、動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが最も高信号に現れている画像及び静脈のみが最も高信号に現れている画像を選択する。この内、静脈ＶＥのみが相対的に高信号に現れている画像に相当する遅延時間ＴＤＬ１により、収縮期の同期タイミングＴＤＬ＝ＴＤＬ１が決められる。また、動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが相対的に高信号に現れている画像に相当する遅延時間ＴＤＬ２により、拡張期の同期タイミングＴＤＬ＝ＴＤＬ２が決められる。
【００５２】
したがって、術者は、このように遅延時間ＴＤＬをダイナミックに変えて撮像した複数枚の血流像を目視観察し、２つの心時相として、収縮期及び拡張期夫々における最適な遅延時間ＴＤＬ＝ＴＤＬ１、ＴＤＬ２（同期タイミング）を決め、この遅延時間ＴＤＬを引き続き行うイメージングスキャンに反映させる処理を例えば手動で行う。
【００５３】
なお、目視観察で決めた画像を指定すると、その指定画像に与えられている遅延時間ＴＤＬを最適同期タイミングとして自動的に記憶し、このタイミングＴＤＬをイメージングスキャン時に自動的に読み出すようにソフトウエアを構築し、インストールしてもよい。これにより、ＥＣＧ同期タイミングの自動指定処理が可能になる。
【００５４】
（１．３）イメージングスキャン
次に、この実施形態における２回のイメージングスキャン（つまり、２回の撮像）の動作を図６〜１０を参照して説明する。
ホスト計算機６は、図示しない所定のメインプログラムを実行し、その一環として、入力器１３からの操作情報に応答して図６に示す各回のイメージングスキャンの処理を実行する。
【００５５】
いま、第１回目のイメージングスキャン（撮像）が収縮期に割り当てられているとする。この場合、ホスト計算機６は、最初に、前述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを通して操作者が決めた収縮期用の最適な遅延時間ＴＤＬ（＝ＴＤＬ１又はＴＤＬ２＞ＴＤＬ１）を例えば入力器１３を介して入力する（ステップＳ２０）。
【００５６】
次いで、ホスト計算機６は操作者が入力器１３から指定したスキャン条件（読出し傾斜磁場パルスの印加方向、画像サイズ、スキャン回数、スキャン間の待機時間、スキャン部位に応じたパルスシーケンスなど）及び画像処理法の情報（ＭＩＰ処理、差分処理など。差分処理の場合には、単純差分、重み付け差分処理、加算処理のいずれかなど。）を入力し、遅延時間ＴＤＬを含むそれらの情報を制御データに処理し、その制御データをシーケンサ５および演算ユニット１０に出力する（ステップＳ２１）。
【００５７】
次いで、スキャン前の準備完了の通知があったと判断できると（ステップＳ２２）、ステップＳ２３で息止め開始の指令を音声発生器１４に出力する（ステップＳ２３）。これにより、音声発生器１４は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン時と同様に「息を止めて下さい」といった内容の音声メッセージを発するから、これを聞いた患者は息を止めることになる（図９参照）。
【００５８】
この後、ホスト計算機６はシーケンサ５に第１回目（又は第２回目）のイメージングスキャン開始を指令する（ステップＳ２４）。
【００５９】
シーケンサ５は、このイメージングスキャン開始の指令を受けると（図７、ステップＳ２４−１）、ＥＣＧ信号の読み込みを開始し（ステップＳ２４−２）、ＥＣＧ信号におけるＲ波（参照波形）のピーク値の所定ｎ回目の出現を、そのピーク値に同期させたＥＣＧトリガ信号から判断する（ステップＳ２４−３）。ここで、Ｒ波の出現をｎ回（例えば２回）待つのは、確実に息止めに移行した時期を見計らうためである。所定ｎ回目のＲ波が出現すると、設定した遅延時間ＴＤＬ１だけ待機する処理を行う（ステップＳ２４−４）。
【００６０】
この最適な遅延時間ＴＤＬ１（又はＴＤＬ２）が経過した時点が最適な心電同期タイミングであるとして、シーケンサ５は第１回目のイメージングスキャンを実行する（ステップＳ２４−５）。具体的には、既に記憶していたパルスシーケンス情報に応じて送信器８Ｔおよび傾斜磁場電源４を駆動し、例えば３次元ＦＡＳＥ法のパルスシーケンスに基づく第１回目のイメージングスキャン（撮像）が図８（ａ），（ｃ）に示す如く心電同期で実行される（同図（ｃ）において位相エンコード方向傾斜磁場の図示は省略されている）。
【００６１】
このパルスシーケンスによれば、読出し傾斜磁場パルスＧＲの印加方向ＲＯは、例えば図１０に示すように、撮像目的の血流（動脈ＡＲ，静脈ＶＥ）の流れる方向にほぼ一致するように設定されている。
【００６２】
また、このパルスシーケンスに含まれる読出し傾斜磁場パルスＧＲは図８（ｃ）及び図９（ａ）〜（ｃ）に示す如く、エコー信号を収集する周波数エンコード用のパルス本体Ｐｂｏｄｙと、このパルス本体Ｐｂｏｄｙの時間的前後に連続的に付加された制御パルスとしての２つのディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅとから成る。このディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅは、周波数エンコード用のパルス本体Ｐｂｏｄｙと同極性になっており、これにより、移動している磁化スピンに対してそのディフェージングを促進する機能を有する。
【００６３】
なお、ディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅは、殆ど移動していない磁化スピンには殆どディフェーズ機能を発揮しない。このため、読出し傾斜磁場パルスＧＲは、撮像目的の流体（血液やリンパ液）の動きの方向にほぼ一致して印加されることが重要である。
【００６４】
好適には、ディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅは、撮像対象である流体としてのリンパ液や血流の速度に応じて強度が変更又は制御可能になっている。図９（ａ）〜（ｃ）には、この順に、ディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅの強度を下げる例を例示している。一般に、血流速度が大きくなるに従って、ディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅの強度を下げるように変更又は制御される。
【００６５】
なお、撮像対象とする流体（血流など）の速度が比較的高いときには、図９（ｄ）に示す如く、パルス本体Ｐｂｏｄｙの時間的前後に連続的に制御パルスとしての、合計２つのリフェーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅが付加される。このリフェーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅは、周波数エンコード用のパルス本体Ｐｂｏｄｙに対して極性が反対になっており、ディフェーズ過多を抑えるべく、磁化スピンをリフェーズさせてアーチファクトを抑制する機能を有する。このリフェーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅの強度も流速に応じて変更されることが好ましい。
【００６６】
この第１の実施形態では、従って、第１回目及び第２回目（後述する）のイメージングスキャンの両方において、読出し傾斜磁場パルスＧＲにはディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅ又はリフェーズＰｒｅｐｈａｓｅが付加される。
【００６７】
このため、上述した３次元ＦＡＳＥ法のパルスシーケンスが実行されることで、励起９０°ＲＦパルス及びリフォーカス１８０°ＲＦパルスに付勢されたエコー信号が各スライスエンコード及び各位相エンコード毎に収集される。このエコー信号には、ディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅに因る磁化スピンの位相のディフェーズ作用又はリフェーズＰｒｅｐｈａｓｅに因る磁化スピンの位相のリフェーズ作用が反映される。
このことは後述する表示動作と共に詳述するが、その概要を述べると以下のようである。
【００６８】
つまり、読出し傾斜磁場パルスの印加方向に沿って流れている流体にとって、ディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅに因るディフェーズ効果はフローボイド（ｆｌｏｗ  ｖｏｉｄ）効果の促進につながる。このため、エコー信号の強度はディフェーズパルスによって低下する。反対に、その方向に殆ど流れていない流体の場合、ディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅに因るフローボイド効果の促進具合は低く、エコー信号の強度はそれほど低下しない。
【００６９】
リフェーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅの場合、そのリフェーズ作用により、流体の流れに応じてディフェージングの効きが抑制される。
【００７０】
上述したパルスシーケンスにおけるエコー間隔は５ｍｓｅｃ程度に短縮される。これにより、最初のスライスエンコード量ＳＥ１の元、約６００ｍｓｅｃ程度のスキャン時間で、例えば図１０に示す如く下肢に設定した３次元撮像領域Ｒｉｍａからエコー信号が収集される。
【００７１】
この１つ目のスライスエンコードに拠るスキャンが終了すると、シーケンサ５は、最終スライスエンコードのスキャンが完了したかどうかを判断し（ステップＳ２４−６）、この判断がＮＯ（最終スライスエンコードに拠るスキャンが済んでいない）の場合、ＥＣＧ信号を監視しながら、例えば前回のイメージングスキャンに使用したＲ波から例えば２心拍（２Ｒ−Ｒ）と、短めに設定した期間が経過するまで待機する（ステップＳ２４−７）。なお、繰返し時間ＴＲは４心拍（４Ｒ−Ｒ）以下に設定される。
【００７２】
このように例えば２Ｒ−Ｒ分に相当する期間待って、例えば３個目のＲ波が出現すると（ステップＳ２４−７，ＹＥＳ）、シーケンサ５は前述したステップＳ２４−４にその処理を戻す。これにより、その３個目のＲ波ピーク値に同期したＥＣＧトリガ信号から指定遅延時間ＴＤＬ１が経過した時点で次のスライスエンコード量ＳＥ２に基づくスキャンが前述と同様に実行され、３次元撮像領域Ｒｉｍａからエコー信号が収集される（ステップＳ２４−４，５）。以下同様に、最終のスライスエンコード量ＳＥｎ（例えばｎ＝８）までエコー信号が収集される。
【００７３】
スライスエンコード量ＳＥｎに拠る最終回のスキャンが終わると、ステップＳ２４−６における判断がＹＥＳとなり、シーケンサ５からホスト計算機６に１回目（又は２回目の）イメージングスキャンの完了通知が出力される（ステップＳ２４−８）。これにより、処理がホスト計算機６に戻される。
【００７４】
ホスト計算機６は、シーケンサ５からのスキャン完了通知を受けると（ステップＳ２５）、息止め解除の指令を音声発生器１６に出力する（ステップＳ２６）。そこで、音声発生器１６は、例えば「息をして結構です」といった音声メッセージを患者に向けて発し、息止め期間が終わる（図８参照）。
【００７５】
これにより、２Ｒ−Ｒ毎に心電同期による第１回目（又は第２回目）のイメージングスキャン（撮像）が例えば３Ｄ−ＦＡＳＥ法に基づき実行される。
【００７６】
患者Ｐから発生するエコー信号は、スライス傾斜磁場パルスＧｓが供するスライスエンコード毎に、ＲＦコイル７で受信され、受信器８Ｒに送られる。受信器８Ｒはエコー信号に各種の前処理を施し、デジタル量に変換する。このデジタル量のエコーデータはシーケンサ５を通して演算ユニット１０に送られ、メモリで形成される３次元ｋ空間のエンコード量に応じた位置に配置される。
【００７７】
次いで、図２に示す如く、適宜な時間を空けて、拡張期に対する第２回目のイメージングスキャン（撮像）が１回目と同様に行われる。但し、第２回目の場合、前述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを通して予め設定されていた拡張期の所定時相を決める最適遅延時間ＴＤＬ２が読み込まれ（図６、ステップＳ２０、Ｓ２１）、この遅延時間ＴＤＬ２に基づく心電同期がとられる（図７、ステップＳ２４−４）。
【００７８】
このため、第２回目のイメージングスキャンの場合、図８（ｂ），（ｃ）に示す如く、Ｒ波ピークから遅延時間ＴＤＬ２だけ遅延させた拡張期の同期タイミングで各位相エンコード量ＳＥに拠る３次元ＦＡＳＥ法のスキャンが実行される。この場合も、読出し傾斜磁場パルスＧＲの印加方向は、血流などの撮像流体の動きの方向に殆ど一致させる。また、読出し傾斜磁場パルスＧＲには、磁化スピンの挙動（ディフェーズ又はリフェーズ）を制御する制御パルス（ディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅ又はリフェーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅ）が付加されている。
【００７９】
従って、第２回目のイメージングスキャンによって、第１回目と同様に、読出し傾斜磁場パルスＧＲに付加したディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅ又はリフェーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅのスピン制御機能を反映させた拡張期の画像データが得られる。
【００８０】
（１．４）データ処理及び画像表示
このようにエコーデータの収集が終わると、ホスト計算機６は演算ユニット１０に、図１１に示す処理を実行させる。
同図に示す如く、演算ユニット６はホスト計算機６からの指令に応答して、収縮期用ｋ空間及び拡張期用ｋ空間の両方にハーフフーリエ法に基づくエコーデータの演算をさせる（ステップＳ３１）。つまり、エコーデータを収集していなかったｋ空間の残り領域のデータを複素共役関係により演算し、これを配置する。これにより、両方のｋ空間が全てエコーデータで埋まる。
【００８１】
この後、演算ユニット１０は、収縮期用ｋ空間及び拡張期用ｋ空間のエコーデータを夫々、３次元フーリエ変換して画像再構成を行う（ステップＳ３２，Ｓ３３）。この結果、図１２（ａ），（ｂ）に示す如く、収縮期における遅延時間ＴＤＬ１の時相の画像（収縮期画像）ＩＭｓｙｓ及び拡張期における遅延時間ＴＤＬ２の時相の画像（拡張期画像）ＩＭｄｉａの３次元データが得られる。
【００８２】
この画像データによれば、収縮期画像ＩＭｓｙｓには静脈ＶＥのみが映り込んでおり、動脈ＡＲは殆ど映っていない状態にある。一方、拡張期画像ＩＭｄｉａには動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが程度の差はあれ、共に映り込んでいる。
【００８３】
ここで、このような収縮期画像ＩＭｓｙｓ及び拡張期画像ＩＭｄｉａが得られる原理を、前述した読出し傾斜磁場ＧＲの印加方向及びディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅの機能から以下に詳述する。
【００８４】
読出し傾斜磁場パルスの印加方向に流れている血流などの成分の磁化スピンの位相は、ディフェーズパルスに拠って更にばらけ易くなる。つまり、流れている成分にとっては、流れていること自体に因るフローボイド（ｆｌｏｗ  ｖｏｉｄ）効果が促進されたことと等価である。反対に、リフェーズパルスに拠って、かかる血流などの磁化スピンの位相にはリフェーズ機能が作用する。
【００８５】
例えば、被検体の下肢を例にとる。下肢の場合、収縮期における動脈でも通常、１ｃｍ／ｓ以下の低い流速であり、収縮期における静脈及び拡張期における動脈及び静脈にいたっては殆ど動いていないかと見なせる程の低流速である。この下肢に対して、図８に示すように、ディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅを付加した読出し傾斜磁場パルスＧＲを用いて収縮期と拡張期の所望時相夫々でイメージングスキャン（撮像）が行われる。
【００８６】
これらのイメージングスキャンによって動静脈の磁化スピンが励起され、エコー信号が収集される。このとき、動脈及び静脈の流速が若干でも互いに異なるので、この流速の相違がリフェーズパルスに拠るフローボイド効果の促進具合に反映され、エコー信号の信号値の相対的な変化として現れる。
【００８７】
具体的には、収縮期は以下のようである。静脈は極めてゆっくり流れるので、ディフェーズパルスによって若干のエコー信号低下はあるものの、フローボイド効果は少なく、比較的高い信号値でブライトブラッド（ｂｒｉｇｈｔ  ｂｌｏｏｄ）に描出される。これに対して、収縮期の動脈は静脈よりは大きい流速で流れるので、ディフェーズパルスに拠るフローボイド効果の促進具合が静脈のそれよりも大きい。これにより、動脈の信号値低下は大きく、ブラックブラッド（ｂｌａｃｋ  ｂｌｏｏｄ）に描出される。この状態は前述した図１２（ａ）に模式的に表される。なお、同図ではハッチング部分をブライトブラッドとし、点線部分をブラックブラッドとしている。
【００８８】
一方、拡張期の場合、動脈及び静脈共に極めて低い流速でしか動いていないので、動脈及び静脈共に、ディフェーズパルスに因る若干の信号値低下はあるものの、ブライトブラッドに描出される。この状態は前述した図１２（ｂ）に模式的に表される。
【００８９】
図１１の説明に戻ると、演算ユニット１０は、動脈相画像ＩＭＡＲを得るため、収縮期画像ＩＭｓｙｓ及び拡張期画像ＩＭｄｉａについて、差分演算「ＩＭｄｉａ−β・ＩＭｓｙｓ」を画素毎に行う（ステップＳ３４）。ここで、βは重付け係数である。これにより、図１２に示す如く、重付け係数βを適宜に設定することにより、静脈ＶＥの画像データが殆ど零になり、動脈ＡＲのみが映った動脈相画像ＩＭＡＲの３次元画像データが得られる。
【００９０】
さらに、静脈相画像ＩＭＶＥを得るため、差分演算「ＩＭｄｉａ−ＩＭＡＲ」を画素毎に行う（ステップＳ３５）。画像データＩＭＡＲは上述の重付け差分により演算された画像データである。これにより、図１３に示す如く、動脈ＡＲの画像データが殆ど零になり、静脈ＶＥのみが映った静脈相画像ＩＭＶＥの３次元画像データが得られる。なお、この差分演算も重付け差分によって行ってもよい。
【００９１】
このように差分演算が終わると、演算ユニット１０は、両方の動脈相画像ＩＭＡＲ及び静脈相画像ＩＭＶＥ夫々について、ＭＩＰ（最大値投影）処理を行って、所望方向からそれらの血管を観測したときの２次元画像（例えばコロナル像）のデータを作成する（ステップＳ３６）。
【００９２】
この動脈相及び静脈相の２次元画像ＩＭＡＲ及びＩＭＶＥは例えば図１４に示す如く、表示器１２に表示されるとともに、それらの画像データは記憶ユニット１１に格納される（ステップＳ３９）。
【００９３】
なお、この表示に際し、動脈相画像ＩＭＡＲ及び静脈相画像ＩＭＶＥに加えて、収縮期画像ＩＭｓｙｓ及び拡張期画像ＩＭｄｉａを同一画面に又は別体モニタの画面に表示するようにしてもよい。
【００９４】
（１．５）効果
以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置では、イメージングスキャン時に、読出し傾斜磁場パルスＧＲを下肢血管などに見られる低流速の流体（血流など）の流れ方向にほぼ合わせて印加している。しかも、同時に、傾斜磁場パルスＧＲにディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅ又はリフェーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅを付加している。
【００９５】
これにより、流れている流体及びそれよりも低い速度でしか流れていない流体の間の相対的な信号値差を、ディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅ又はリフェーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅで増大させることができる。そこで、例えばディフェーズパルスを用いた場合、流れ速度が腹部や胸部よりも低い下肢の血管であっても、かかる相対的な信号値差から図１４に示す如く、動静脈を明瞭に分離し且つ高い描出能で表示させることができる。
【００９６】
このように、動静脈間の信号値に相対的な差を与えるために、読出し傾斜磁場パルスの印加方向を流れの方向に合せて、且つ、磁化スピンのディフェーズやリフェーズを積極的に利用してフローボイド効果を制御する手法は、本発明者によって初めて開発された新規な手法である。
【００９７】
また、本実施形態では、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンによって収縮期及び拡張期に対する最適なＥＣＧ同期タイミングを予め設定しているので、収縮期及び拡張期の各時相において狙った血流を確実に捕捉することができる。さらに、心電同期タイミングの事前の最適設定により、撮像のやり直しを行う必要も殆ど無くなり、操作者の操作上の負担や患者の体力的、精神的負担も軽減される。
【００９８】
また、スライス方向又はスライスエンコード方向を患者の上下方向以外の方向にとることができるので、ＴＯＦ法などのような血流と垂直な上下方向に撮影する手法と比較して、全体のスキャン時間が短くて済む。これにより、患者の負担も少なく、患者スループットも上がる。
【００９９】
さらに、造影剤を投与しなくても済むので、非侵襲に撮像でき、この点からも患者の精神的、体力的な負担が著しく軽くなる。同時に、造影効果のタイミングを計る必要があるなど、造影法固有の煩わしさからも解放されるとともに、造影法と違って、必要に応じて繰返し撮像が可能になる。
【０１００】
（第１の実施形態の変形例）
上述した実施形態にあっては、図８に示すように、第１回目及び第２回目のイメージングスキャン共に、その読出し傾斜磁場パルスＧＲにディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅ又はリフェーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅを付加する態様で説明した。
【０１０１】
この態様に対する変形例として、拡張期の時相で行う第１回目のイメージングスキャンに図１５（ａ）に示す如くディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅを付加し、一方、収縮期の時相で行う第２回目のイメージングスキャンに同図（ｂ）に示すリフェーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅを付加するようにしてもよい。
【０１０２】
つまり、収縮期及び拡張期の別に応じて、磁化スピンの挙動を付加的に制御する制御パルスの種類を変えるのである。これにより、拡張期にリフェーズ（フローコンペンセーション）の効果を反映させて信号値を増大させ、Ｓ／Ｎを向上させることができる。
【０１０３】
（第２の実施形態）
次に、本発明に係る第２の実施形態を図１６〜図２１に基づいて説明する。なお、この実施形態で使用するＭＲＩ装置のハードウエア構成は、第１の実施形態のものと同一又は同等である。
【０１０４】
第２の実施形態では、第１の実施形態で実行していた第１回目及び第２回目の２回のイメージングスキャンを１回のイメージングスキャンで実行すると共に、心周期の収縮期及び拡張期に合せて前述したディフェーズパルス及びリフェーズパルスを使い分けした構成に関する。
【０１０５】
いま、低速度の流体として、下肢の動静脈の分離画像を得るものとする。図１６に示す如く、最初にＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンが行われ、次いで１回のイメージングスキャンが心電同期法の元で実行される。ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは第１の実施形態で説明した手法で行われ、これにより、収縮期及び拡張期で最も描出能を提供する、Ｒ波からの遅延時間ＴＤＬ１及びＴＤＬ２が夫々設定される。
【０１０６】
次いで、この遅延時間ＴＤＬ１及びＴＤＬ２に基づく心電同期法に拠るイメージングスキャンが１回の撮像として実行される。このイメージングスキャンの手順を図１７、１８に例示し、このスキャンに使用するパルスシーケンスを１９に例示する。
【０１０７】
（２．１）イメージングスキャン
ホスト計算機６は、図示しない所定のメインプログラムを実行している中で、その一環として、入力器１３からの操作情報に応答して図１７及び１８に示す処理を実行する。
【０１０８】
これを詳述すると、ホスト計算機６は、最初に、前述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを通して操作者が決めた最適な２つの遅延時間ＴＤＬ（つまり、収縮期の最適遅延時間ＴＤＬ１及び拡張期の最適遅延時間ＴＤＬ２（＞ＴＤＬ１））を例えば入力器１３を介して入力する（ステップＳ１２０）。この最適遅延時間ＴＤＬ１及びＴＤＬ２の情報は予め例えば記憶ユニット１１内に記憶させておいてもよい。
【０１０９】
次いで、ホスト計算機６は、スキャン条件及び画像処理法の情報を入力し、遅延時間ＴＤＬ１及びＴＤＬ２を含むそれらの情報を制御データに処理し、その制御データをシーケンサ５および演算ユニット１０に必要に応じて出力する（ステップＳ１２１）。
【０１１０】
次いで、ホスト計算機６により、第１の実施形態と同様に、スキャン前の準備完了が判断されると、息止め開始が指令され、イメージングスキャン開始が指令される（ステップＳ１２３〜Ｓ１２４）。
【０１１１】
シーケンサ５は、イメージングスキャン開始の指令を受けると（図１８：ステップＳ１２４−１）、ＥＣＧ信号の読み込みを開始し（ステップＳ１２４−２）、ＥＣＧ信号におけるＲ波（参照波形）のピーク値の所定ｎ回目の出現を、そのピーク値に同期させたＥＣＧトリガ信号から判断する（ステップＳ１２４−３）。
【０１１２】
所定ｎ回目のＲ波が出現すると、最初に、収縮期の特定時相用に設定した遅延時間ＴＤＬ１だけ待機する処理を行う（ステップＳ１２４−４）。
【０１１３】
この最適な遅延時間ＴＤＬ１が経過した時点が最適な心電同期タイミングであるとして、シーケンサ５は収縮期に対するスキャンを実行する（ステップＳ１２４−５）。
【０１１４】
具体的には、既に記憶していたパルスシーケンス情報に応じて送信器８Ｔおよび傾斜磁場電源４を駆動し、例えば３次元ＦＡＳＥ法のパルスシーケンスに基づく１回目のスライスエンコード量ＳＥ１の元で第１のスキャンＳＮｓｙｓ１が図１９に示す如く心電同期法により実行される。
【０１１５】
この第１のスキャンＳＮｓｙｓ１では、読出し傾斜磁場パルスＧＲは下肢の動静脈にほぼ沿った体軸方向に印加される。また、この読出し傾斜磁場パルスＧＲには、磁化スピンの位相を分散させるディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅが図示の如く、時間的に連続して前後に付加されている。また、このパルスシーケンスにおけるエコー間隔は５ｍｓｅｃ程度に短縮される。
【０１１６】
なお、この収縮期に対する第１のスキャンＳＮｓｙｓｎに使用するパルスシーケンスは、図１９に示す如く、エコー数が短く設定され、スキャン開始から１心拍内の僅かな時間で終わるようになっている。エコー数は、図２０に模式的に示す如く、ｋ空間の位相エンコードｋｅ方向の中心部（低周波領域）のみに配置するエコーデータをスライスエンコード量毎に収集するに足りるように設定されている。このため、拡張期に対する第２のスキャンＳＮｄｉａｎは、図１９、２０に示す如く、収縮期に対する第１のスキャンＳＮｓｙｓｎと同一心拍内に開始できるようになっている。また、収縮期用ｋ空間（第１のｋ空間）Ｋｓｙｓにおいて不足するエコーデータは、後述する拡張用ｋ空間（第２のｋ空間）Ｋｄｉａからのコピー及びハーフフーリエ法に拠る演算によって求められる（図２０参照）。
【０１１７】
これにより、最初のスライスエンコード量ＳＥ１の元、約数百ｍｓｅｃ程度の短いスキャン時間で、下肢に設定した３次元撮像領域Ｒｉｍａ（図１０参照）からエコー信号が収集される。
【０１１８】
次いで、シーケンサ５は、拡張期におけるスキャン制御に移行する。具体的には、拡張期の特定時相用に設定した遅延時間ＴＤＬ２だけ待機する処理を行う（ステップＳ１２４−６）。
【０１１９】
この最適な遅延時間ＴＤＬ２が経過した時点が最適な心電同期タイミングであるとして、シーケンサ５は拡張期に対する第２のスキャンを実行する（ステップＳ１２４−７）。具体的には、既に記憶していたパルスシーケンス情報に応じて送信器８Ｔおよび傾斜磁場電源４を駆動し、例えば３次元ＦＡＳＥ法のパルスシーケンスに基づく１回目のスライスエンコード量ＳＥ１の元で第２のスキャンＳＮｄｉａ１が図１９に示す如く心電同期法により実行される。
【０１２０】
この第２のスキャンＳＮｄｉａ１においても、読出し傾斜磁場パルスＧＲは下肢の動静脈にほぼ沿った体軸方向に印加される。また、この読出し傾斜磁場パルスＧＲには、磁化スピンをリフェーズさせるリフェーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅが図示の如く、時間的に連続して前後に付加されている。また、このパルスシーケンスにおけるエコー間隔も５ｍｓｅｃ程度に短縮される。
【０１２１】
なお、この拡張期における第２のスキャンＳＮｄｉａｎに使用するパルスシーケンスは、図１９に示す如く、収縮期よりは多いが、ハーフフーリエ法を併用する分、ｋ空間全部に充填するエコー数よりも少ないエコー数を収集するように設定されている。エコー数は、図２０に模式的に示す如く、ｋ空間の位相エンコードｋｅ方向の中心部（低周波領域）及びその一方の端部（高周波）のみに配置するエコーデータをスライスエンコード量毎に収集するに足りるように設定されている。拡張期用ｋ空間Ｋｄｉａにおいて、不足するエコーデータは後述するようにハーフフーリエ法に拠って演算により求められる。この拡張期におけるスキャンＳＮｄｉａ１は、図１９，２０に示す如く、通常、次の心拍まで跨ってスキャンされる。
【０１２２】
これにより、最初のスライスエンコード量ＳＥ１の元、約６００ｍｓｅｃ程度のスキャン時間で、下肢に設定した３次元撮像領域Ｒｉｍａ（図１０参照）からエコー信号が収集される。
【０１２３】
これらの１回目のイメージングスキャンが終了すると、シーケンサ５は、最終のスキャンが完了したかどうかを判断し（ステップＳ１２４−８）、この判断がＮＯ（最終スキャンが済んでいない）の場合、ＥＣＧ信号を監視しながら、例えばイメージングスキャンに使用したＲ波から例えば２心拍（２Ｒ−Ｒ）と、短めに設定した期間が経過するまで待機し、静止している実質部のスピンの縦磁化の回復を積極的に抑制する（ステップＳ１２４−９）。
【０１２４】
このように例えば２Ｒ−Ｒ分に相当する期間待って、例えばスキャン開始から３個目のＲ波が出現すると（ステップＳ１２４−９，ＹＥＳ）、シーケンサ５は前述したステップＳ１２４−４にその処理を戻す。
【０１２５】
これにより、その３個目のＲ波ピーク値から遅延時間ＴＤＬ１が経過した時点で次のスライスエンコード量ＳＥ２に応じて２回目の収縮期に対する第１のスキャンＳＮｓｙｓ２が前述と同様に実行され、３次元撮像領域Ｒｉｍａからエコー信号が収集される（ステップＳ１２４−４，５）。さらに、３個目のＲ波ピーク値から遅延時間ＴＤＬ２が経過した時点でスライスエンコード量ＳＥ２に応じて２回目の拡張期に対する第２のスキャンＳＮｄｉａ２が前述と同様に実行され、３次元撮像領域Ｒｉｍａからエコー信号が収集される（ステップＳ１２４−６，７）。
【０１２６】
以下同様に、最終のスライスエンコード量ＳＥｎ（例えばｎ＝８）までエコー信号が収縮期及び拡張期それぞれに対して収集される。
【０１２７】
スライスエンコード量ＳＥｎでの最終回のスキャンＳＮｓｙｓｎ，ＳＮｄｉａｎが終わると、ステップＳ１２４−８における判断がＹＥＳとなり、シーケンサ５からホスト計算機６にイメージングスキャンの完了通知が出力される（ステップＳ１２４−１０）。これにより、処理がホスト計算機６に戻される。
【０１２８】
ホスト計算機６は、シーケンサ５からのスキャン完了通知を受けると（図１７：ステップＳ１２５）、息止め解除の指令を音声発生器１６に出力する（ステップＳ１２６）。
【０１２９】
したがって、図１９に模式的に示す如く、１回のイメージングスキャン（撮像）の中で、例えば２Ｒ−Ｒ毎に、収縮期及び拡張期に対する心電同期スキャンが例えば３Ｄ−ＦＡＳＥ法によりｎ個のスライスエンコード量に対して実行される。
【０１３０】
患者Ｐから発生したエコー信号は、第１の実施形態と同様にデジタル量のエコーデータに変換される。このエコーデータはシーケンサ５を通して演算ユニット１０に送られ、メモリで形成される収縮期及び拡張期用の３次元ｋ空間Ｋｓｙｓ及びＫｄｉａ夫々に位相エンコード量及びスライスエンコード量に対応して配置される。
【０１３１】
（２．２）データ処理及び画像表示
このようにエコーデータ収集が終わると、ホスト計算機６は演算ユニット１０に、図２１に示す処理を実行するように指令する。
【０１３２】
図２１に示す如く、演算ユニット６はホスト計算機６からの指令に応答して、収縮期用ｋ空間Ｋｓｙｓ及び拡張期用ｋ空間Ｋｄｉａにおける全データ配置を完成させる（ステップＳ１３１，Ｓ１３２）。具体的には、ステップＳ１３１で、図２０に示す如く、拡張期用ｋ空間Ｋｄｉａにおける位相エンコード方向の一方の高周波領域Ｒｅのエコーデータ（図２０では、番号ｈ〜ｎまでのエコー）が収縮期用ｋ空間Ｋｓｙｓの対応位置にコピーされる。このエコーデータは、収縮期用スキャンによっては収集されていなかった領域のデータである。次いで、ステップＳ１３２に移行して、収縮期用ｋ空間Ｋｓｙｓ及び拡張期用ｋ空間Ｋｄｉａの両方にハーフフーリエ法を個別に適用して、エコーデータを収集していなかった残りの領域のデータを複素共役関係により演算し、これを配置する。したがって、ステップＳ１３１，Ｓ１３２の処理を通して、両方のｋ空間Ｋｓｙｓ及びＫｄｉａが全てデータで埋まる。
【０１３３】
この後、演算ユニット１０は、収縮期用ｋ空間Ｋｓｙｓ及び拡張期用ｋ空間Ｋｄｉａに夫々、３次元フーリエ変換による画像再構成を行う（ステップＳ１３３，Ｓ１３４）。この結果、前述した図１２（ａ），（ｂ）に示す如く、収縮期における遅延時間ＴＤＬ１の画像（収縮期画像）ＩＭｓｙｓ及び拡張期における遅延時間ＴＤＬ２の画像（拡張期画像）ＩＭｄｉａの３次元データが得られる。この画像データによれば、収縮期画像ＩＭｓｙｓには静脈ＶＥのみが映り込んでおり、動脈ＡＲは殆ど映っていない状態にある。一方、拡張期画像ＩＭｄｉａには動脈ＡＲ及び静脈ＶＥが程度の差はあれ、共に映り込んでいる。
【０１３４】
そこで、演算ユニット１０は、第１の実施形態と同様に（図１２〜１４参照）、差分演算「ＩＭｄｉａ−β・ＩＭｓｙｓ」による動脈相画像ＩＭＡＲの生成（ステップＳ１３５）、差分演算「ＩＭｄｉａ−ＩＭＡＲ」による静脈相画像ＩＭＶＥの生成（ステップＳ１３６）、動脈相画像ＩＭＡＲ及び静脈相画像ＩＭＶＥ夫々のＭＩＰ（最大値投影）処理（ステップＳ１３７）、及び、動脈相及び静脈相の２次元画像表示及び画像データの格納（ステップＳ１３８）が順次実行される。
【０１３５】
（２．３）作用効果
以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置では、イメージングスキャン時に、読出し傾斜磁場パルスＧＲを下肢血管の流れ方向にほぼ合わせて印加すると共に、収縮期に印加する傾斜磁場パルスＧＲにディフェーズパルスＰｄｅｐｈａｓｅを付加し、また拡張期に印加するそれにリフェーズパルスＰｒｅｐｈａｓｅをそれぞれ付加している。
【０１３６】
これにより、第１の実施形態で説明した磁化スピンの挙動制御と同様に、収縮期に流れている、特に動脈にフローボイドの促進効果を与えて信号値を下げることができ、一方、拡張期の動脈及び動脈の流れには積極的にフローコンペンセーションの効果を与えることができる。
【０１３７】
従って、流れている血流及びそれよりも低い速度でしか流れていない血流の間の相対的な信号値差を、ディフェーズパルス及びリフェーズパルスで顕著にし、流れ速度が腹部や胸部よりも低い下肢の血管であっても、かかる相対的な信号値差に基づいて動静脈を明瞭に分離し且つ高い描出能で表示させることができる。
【０１３８】
また、本実施形態のＭＲＩ装置によれば、１心周期内の収縮期及び拡張期夫々に最適なスキャン開始タイミング（Ｒ波からの遅延時間）が設定される。そして、１スライスエンコードに対する収縮期及び拡張期の２ショットのスキャンが、１回のイメージングスキャンの中で順次、交互に実行される。しかも、１心周期内の最初に行う収縮期用スキャンは、後続の拡張期用スキャンに時間的に掛からないようにデータ収集時間（エコー数）を短くし、そこで収集したエコーデータは収縮期用ｋ空間内のコントラスト向上の観点で最も重要な低周波領域に配置する。収縮期用ｋ空間の不足するデータは、比較的長めにエコー収集を行うことができる後続の拡張期用スキャンで得たデータをコピーして補う。また、収縮期用及び拡張期用夫々のスキャンはハーフフーリエ法を採用し、スキャン時間を極力短く設定している。
【０１３９】
このため、通常、１スライスエンコードに対する収縮期用及び拡張期用の２ショットのスキャンは２心拍程度内に収まる。そこで、これらのスキャンを順次交互に繰り返すことで、１回の撮像における１回の息止め継続可能期間内に収縮期及び拡張期の血流のエコーデータが収集される。つまり、収縮期及び拡張期の血流の３次元データが１回の撮像で各別に且つ最適タイミングで収集される。
【０１４０】
従って、収縮期及び拡張期について個別にイメージングスキャンを行う（つまり合計２回の撮像を行う）必要が無く、１回の撮像で済む。それゆえ、撮像時間が大幅に少なくて済み、患者スループットが上がる。とくに、かかる撮像時間の短縮効果は３次元撮像のときに顕著になる。また、患者の体動等に因るミスレジストレーションを大幅に減らすことができるので、提示される画像の画質も良くなる。さらに、１回の撮像で収集された２時相のエコーデータから動脈相及び静脈相を分離した血流像（ＭＲＡ像）を得ることができるので、撮像効率が良く、また、提供される血流情報も豊富になる。
また、この第２の実施形態によれば、第１の実施形態で得られたその他の作用効果も同様に享受できる。
【０１４１】
（第２の実施形態の変形例）
上述した第２の実施形態の第１回目及び第２回目のイメージングスキャンにあっては、図１９に示す如く、収縮期用の読出し傾斜磁場パルスにディフェーズパルスを付加し、拡張期用の読出し傾斜磁場パルスにリフェーズパルスを付加していた。これに対して、収縮期用及び拡張期用の読出し傾斜磁場パルスに共に、ディフェーズパルスのみを付加してもよい。これにより、第１の実施形態（図８参照）のときと同様に、時相毎に異なる血流速度に起因したフローボイド効果の促進具合を信号値の強度に反映させることができ、動静脈の分離を確実に行うことができる。
【０１４２】
（各実施形態に共通の変形例）
なお、本発明は、上述した各実施形態に記載の構成に限定されるものではなく、さらに各種の変形構成や応用が可能である。
例えば、上述した実施形態では、動脈相画像及び静脈相画像の両方を提示するようにしたが、これについては、動脈相画像のみを差分演算し、表示するようにしてもよい。すなわち、図２１のステップＳ１３６における静脈相画像に対する差分演算を省くことができる。反対に、動脈相及び静脈相の画像の差分演算を共に行うものの、表示する画像は動脈動画像のみであってもよい。
【０１４３】
また、前述した各実施形態にあっては、収縮期用及び拡張期用のスキャン夫々に対して、ハーフフーリエ法を適用したスキャン法を採用したが、このハーフフーリエ法は必ず採用しなくてもよい。その場合、拡張期用スキャンによりｋ空間をフルにデータ収集し、そのスライスエンコード方向両端の高周波領域のエコーデータを収縮期用ｋ空間の対応領域に夫々コピーするとよい。
【０１４４】
さらに、前述した実施形態は３次元スキャンで行う場合を説明したが、これは２次元スキャンの撮像であっても同様に適用できる。採用するパルスシーケンスも、ＦＡＳＥ法に限らず、反転回復（ＩＲ）パルスを用いたＦＳＥ法やＦＡＳＥ法のシーケンスを採用してもよい。
【０１４５】
さらに、前述した実施形態のエコーデータの後処理は、エコーデータを一度、実空間の画像データに変換し、この後で差分演算を行って動脈相及び静脈相の画像を得るように構成しているが、かかる差分演算を、マトリクスサイズが同じｋ空間Ｋｓｙｓ，Ｋｄｉａ上のエコーデータのままで行い、その差分結果であるエコーデータを再構成して血流画像を得るようにしてもよい。
【０１４６】
さらに、被検体の心拍を表す信号を検出する構成としては、前述したＥＣＧ信号を検出するものに変えて、例えば指先の脈波を光信号で検出するＰＰＧ（ｐｅｒｉｐｈｅｒａｌ  ｇａｔｉｎｇ）と呼ばれる検出信号を用いるようにしてもよい。
【０１４７】
さらに、前述した各実施形態及びその変形例に係るＭＲＩ装置は２つの心時相の画像データから１つの画像データを作成する構成にしているが、本発明の別の態様によれば、必ずしもこれに限定されない。例えば、ディフェーズパルスやリフェーズパルスを付加した読出し傾斜磁場パルスを流体（血液、リンパ液など）の流れの方向にほぼ一致させて印加し、心時相とは関係無く、１回のイメージングスキャンを行って単独の画像を得るようにしてもよい。この画像には、フローボイド効果の促進の程度を反映した流体がブライト又はブラックに映り込むから、これにより、流体に関するフロー情報を与えることができる。
【０１４８】
さらに、撮像対象となる流体の流れ速度に応じて前述したディフェーズパルスやリフェーズパルスの強度を制御する手段を設けることもできる。この手段は、例えば入力器１３、ホスト計算機６、及び／又は記憶ユニット１１から成る。オペレータが撮像部位及び流体を特定する情報を入力器１３から入力すると、ホスト計算機６が記憶ユニット１１に予め記憶させていたテーブル（流体毎のパルス強度を格納）を参照し、この参照結果に応じてディフェーズパルスやリフェーズパルスの強度をシーケンサ５に出力すればよい。また、オペレータが入力器１３を介して直接にパルス強度を与えることもできる。
【０１４９】
実施形態の説明は以上の通りであるが、本発明は実施形態記載の構成に限定されるものではなく、当業者においては、特許請求の範囲に記載の要旨を逸脱しない範囲で適宜に変更、変形可能なものであり、それらの構成も本発明に含まれる。
【符号の説明】
【０１５０】
１  磁石
２  静磁場電源
３  傾斜磁場コイルユニット
４  傾斜磁場電源
５  シーケンサ
６  ホスト計算機
７  ＲＦコイル
８Ｔ  送信器
８Ｒ  受信器
１０  演算ユニット
１１  記憶ユニット
１２  表示器
１３  入力器
１７  ＥＣＧセンサ
１８  ＥＣＧユニット
【図１】
2010240468.tif 000003
【図２】
2010240468.tif 000004
【図３】
2010240468.tif 000005
【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
2010240468.tif 000009
【図８】
2010240468.tif 000010
【図９】
2010240468.tif 000011
【図１０】
2010240468.tif 000012
【図１１】
2010240468.tif 000013
【図１２】
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【図１３】
2010240468.tif 000015
【図１４】
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【図１５】
2010240468.tif 000017
【図１６】
2010240468.tif 000018
【図１７】
2010240468.tif 000019
【図１８】
2010240468.tif 000020
【図１９】
2010240468.tif 000021
【図２０】
2010240468.tif 000022
【図２１】
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