(57)【要約】【課題】心電同期法を併用して撮像するときの心電同期タイミングを事前に適切に設定し、安定した且つ高描出能のＭＲ像を提供する。【解決手段】ＭＲＩ装置は、被検体の心時相を表す信号を収集する手段と、この信号の参照波の複数個それぞれに対する相異なる同期時刻にて前記被検体の所望領域に対してＭＲスキャンを複数回実行してＭＲ信号をそれぞれ収集する手段と、このＭＲ信号から前記複数の相異なる同期時刻に応じた複数枚の画像情報を得る手段と、この複数枚の画像情報を表示する表示手段と、を備える。【選択図】  図４
2005342536.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の心時相を表す信号を収集する信号収集手段と、
この信号の参照波の複数個それぞれに対する相異なる同期時刻にて前記被検体の所望領域に対してＭＲスキャンを複数回実行してＭＲ信号をそれぞれ収集するスキャン手段と、
このＭＲ信号から前記複数の相異なる同期時刻に応じた複数枚の画像情報を得る画像情報生成手段と、
この複数枚の画像情報を表示する表示手段と、
を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項２】
前記表示手段は、前記画像情報をシネ表示することを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体の磁気共鳴現象に基づいて被検体内部を画像化する磁気共鳴イメージングに関する。とくに、被検体の心時相を表す信号を使って心電同期法に基づく撮像を行うＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）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によって、例えば肺野の血管や肝臓の血管（門脈）などを撮像する場合、血管像の信号値を上げてＳ／Ｎを良くすること、体動によるアーチファクトを低減することなどの種々の要求がある。
【０００４】
このような要求がある中で、磁気共鳴イメージングとして種々のタイプの撮像法が使用されている。その１つは、超高速撮像法であるエコープラナーイメージング（ＥＰＩ）法で、この撮像法は１回のＲＦ励起後に読み出し用傾斜磁場を高速に反転させることでＭＲ信号を高速に収集するパルスシーケンスを用いる。このＥＰＩ法による撮像は、データ収集に要する時間が短いため、体動に因るアーチファクトの入り込む余地が少ないという点で有利である。また別の撮像法は、高速ＳＥ（高速スピンエコー）法またはこれを応用した撮像法で、これは１回のＲＦ励起（つまり１ショット）に伴う撮像時間（acquisition time）が１心拍に比較して長い撮像法である（例えば、撮像時間は３００ｍｓ程度。撮像マトリクスのサイズによっては６００ｍｓ程度）。この高速ＳＥ法による撮像法は、ＥＰＩ法に比べて、撮像時間は比較的長くなるが、その反面、サセプタビリティに強く、また形態の歪みが少ないといった利点があるため、これを活用した撮像を行える。これらの撮像には、従来から一般に知られている心電同期法としてのＥＣＧゲート法を併用することもできる。
【０００５】
また、撮像対象が心臓系である場合には、１回のＲＦ励起に伴う撮像時間が短いＦＥ系のパルスシーケンスによる撮像も行われている。とくに、近年、セグメンテッド（segmented）ＦＦＥ法が多用されている。このセグメンテッドＦＦＥ法の場合も、ＥＣＧゲート法を併用して、セグメント毎の収集時相を合わせる手法が好適である。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、上述した各種のパルスシーケンスにＥＣＧゲート法を併用して撮像する場合、以下のような未解決の課題が放置されていた。
【０００７】
つまり、心電同期のタイミングの適正化の問題がある。この心電同期に関しては、その同期タイミングの適正化などについて、従来、殆ど研究されていないのが実情であった。被検体の固体差や診断部位の違い（例えば心臓に近いか遠いかなど）、さらには使用するパルスシーケンスの種類に応じた、より適正な同期タイミングが存在する筈であるが、従来は、かかる同期タイミングについて具体的な研究および提案はなされていなかった。このため、仮に、上述した撮像法においてＥＣＧゲート法を併用しようとすると、操作者は経験に基づいて又は試行錯誤的に適当と思われる同期タイミングを与えることになる。しかし、その場合、フローボイド（flow void）現象などに因って、信号値が低くなり、検査者は意図した血流を的確に捕捉したＭＲＡ像を得ることができない等の事態を招くことがある。すなわち、ＥＣＧゲート法を十分に活かし且つ対象を確実に捕捉した安定したイメージングを行っていることの保証はない。
【０００８】
このような状況下にあるので、例えば、２ｍ／ｓｅｃと比較的高速の大動脈流を画像化したい場合、心電同期の同期タイミングを適正に設定しないと上述したフローボイド現象などを起こして確実に画像化できない可能性大である。
【０００９】
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、その主な目的は、心電同期法を併用して撮像するときの心電同期タイミングを事前に最適に設定することができ、これにより、安定した且つ高描出能のＭＲ像を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
上記目的を達成させるため、本発明のＭＲＩ装置は、その１つの態様によれば、被検体の心時相を表す信号を収集する信号収集手段と、この信号の参照波の複数個それぞれに対する相異なる同期時刻にて前記被検体の所望領域に対してＭＲスキャンを複数回実行してＭＲ信号をそれぞれ収集するスキャン手段と、このＭＲ信号から前記複数の相異なる同期時刻に応じた複数枚の画像情報を得る画像情報生成手段と、この複数枚の画像情報を表示する表示手段と、を備える。
【発明の効果】
【００１１】
以上説明したように、本発明のＭＲＩ装置によれば、心電同期法を併用して撮像するときの心電同期タイミングを事前に最適に設定することができ、これにより、安定した且つ高描出能のＭＲ像を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
以下、本発明に係る実施の形態を、添付図面を参照して説明する。
【００１３】
第１の実施形態第１の実施の形態を図１〜図１０を参照して説明する。
【００１４】
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。
【００１５】
このＭＲＩ装置は、被検体としての患者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、ＲＦ（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、患者Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ（心電図）信号を計測する心電計測部と、患者Ｐに息止めを指令する息止め指令部とを機能的に備えている。
【００１６】
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）の長手軸方向（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。
【００１７】
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、Ｙ、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。傾斜磁場部はさらに、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の制御のもと、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。
【００１８】
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、３軸Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成して、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の各方向を任意に設定・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。
【００１９】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて患者Ｐの近傍に配設されるＲＦ（高周波）コイル７と、このＲＦ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。後述するシーケンサの制御のもと、この送信器８Ｔは、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に供給する一方、受信器８Ｒは、ＲＦコイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を受信し、この受信信号に各種の信号処理を施して、対応するデジタルデータを形成するようになっている。
【００２０】
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、および入力器１３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、シーケンサ５を含む装置全体の動作を統括する機能を有する。このホスト計算機６によるスキャン制御の一例は後述される。
【００２１】
このＭＲＩ装置は、予め設定した値の心電同期タイミングの心電同期イメージングスキャンを行うことを特徴としている。具体的には、ホスト計算機６はそのメインプログラムを実行する中で、図２に示す如く、準備用ＭＲスキャンおよびイメージング用ＭＲスキャンを行う。準備用ＭＲスキャンは、その後のイメージング用ＭＲスキャンで使用する同期タイミングを事前にかつ適切値に決めるための準備用シーケンスを実行するスキャンで、以下、「ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン」と呼ぶことにする。イメージング用ＭＲスキャンは、その前のＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより設定した同期タイミングで心電同期法に依るシーケンスを実行するスキャンであり、以下、単に「イメージングスキャン」と呼ぶ。ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの実行ルーチンの一例を図３に、心電同期イメージングスキャンの実行ルーチンの一例を図８にそれぞれに示す。なお、図２には示していないが、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの前に位置決めスキャンが行われ、このスキャン結果に基づき撮像位置の位置決めがなされる。
【００２２】
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の一連の動作を制御する。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。また、シーケンサ５は、受信器８Ｒが出力するデジタルデータ（ＭＲ信号）を入力して、このデータを演算ユニット１０に転送する。
【００２３】
このパルスシーケンスとしては、フーリエ変換法を適用できるものであれば、２次元（２Ｄ）スキャンまたは３次元（３Ｄ）スキャンであってもよい。また、パルス列の形態としては、ＳＥ（スピンエコー）法、ＦＥ（フィールド・グラジェントエコー）法、ＦＳＥ（高速ＳＥ）法、ＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法、Fast asymmetric ＳＥ（ＦＡＳＥ：ＦＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせた手法）法などを適用できる。
【００２４】
また、これらのパルスシーケンスで撮像を行うときの、１回のＲＦ励起（つまり、１ショット）当たりの撮像時間は約２００〜１０００msec程度のオーダである。この範囲の撮像時間は、例えば１ショット−ＦＡＳＥ法（２Ｄまたは３Ｄ）を使用した場合、一例としては、以下のような撮像パラメータを採用することで達成される。
【００２５】
（ａ）．１ショット当たりの撮像時間＝２００msecの場合
位相エンコード方向のマトリクスサイズ：６４
エコー間隔（ＥＴＳ）：５ msec
実効ＴＥ（ＴＥeff） ：４０ msec
（ｂ）．１ショット当たりの撮像時間が３００〜４００msec程度の場合
位相エンコード方向のマトリクスサイズ：１２８
エコー間隔（ＥＴＳ）：５ msec
実効ＴＥ（ＴＥeff） ：４０ msec
（このパラメータの場合、撮像時間＝３６０msecになる。）
（ｃ）．１ショット当たりの撮像時間が６００〜７００msec程度の場合
位相エンコード方向のマトリクスサイズ：２５６
エコー間隔（ＥＴＳ）：５ msec
実効ＴＥ（ＴＥeff） ：４０ msec
（このパラメータの場合、撮像時間＝６８０msecになる。）
（ｄ）．１ショット当たりの撮像時間が１０００msec程度の場合（その１）
位相エンコード方向のマトリクスサイズ：２５６
エコー間隔（ＥＴＳ）：８ msec
実効ＴＥ（ＴＥeff） ：６４ msec
（このパラメータの場合、撮像時間＝１０８８msecになる。）
（ｅ）．１ショット当たりの撮像時間が１０００msec程度の場合（その２）
位相エンコード方向のマトリクスサイズ：５１２
エコー間隔（ＥＴＳ）：４ msec
実効ＴＥ（ＴＥeff） ：６４ msec
（このパラメータの場合、撮像時間＝１０８８msecになる。）
【００２６】
また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒからシーケンサ５を介して送られてくるＭＲ信号のデジタルデータを入力してフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）への原データ（生データとも呼ばれる）の配置、および、原データを実空間画像に再構成するための２次元または３次元のフーリエ変換処理を行う一方で、画像データの合成処理を行うようになっている。なお、フーリエ変換処理はホスト計算機６に担当させてもよい。
【００２７】
この画像データの合成処理の好適な一例は、複数フレームの再構成画像データを対応画素毎に加算する処理、または、複数フレームの再構成画像データ間の対応するピクセル毎に最大値を選択する最大値投影（ＭＩＰ）処理である。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。また、この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。
【００２８】
記憶ユニット１１は、原データおよび再構成画像データのみならず、上述の合成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、画像合成法などの情報をホスト計算機６に入力できるようになっている。
【００２９】
また、息止め指令部として音声発生器１９を備えている。この音声発生器１９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例えばメッセージを音声として発することができる。
【００３０】
さらに、心電計測部は、患者Ｐ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イメージングスキャンを実行するときにホスト計算機６およびシーケンサ５により用いられる。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、この設定した同期タイミングに拠る心電同期イメージングスキャンを行ってＭＲ原（生）データを収集できるようになっている。
【００３１】
次に、同期タイミングを事前設定するための処理を、図３〜図６を参照して説明する。
【００３２】
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スキャンの実行ルーチンを開始する。
【００３３】
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、パルスシーケンスの種類、位相エンコード方向などが含まれる。パラメータ情報には、心電同期タイミングを決めるための初期時間Ｔｏ（ここでは、ＥＣＧ信号中のＲ波のピーク値からの遅延時間）、時間増分の刻み幅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より任意に設定できる。
【００３４】
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、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、および遅延時間ＴDLをクリヤする（ＣＮＴ＝０，Ｔｉｎｃ＝０，ＴDL＝０：ステップＳ２）。この後、ホスト計算機６は音声発生器１９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患者Ｐに対して行わせる（ステップＳ３）。この息止めは、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン実行中の患者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。
【００３５】
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、心電同期タイミングを変更しながらのスキャン実行に移行する。
【００３６】
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＝Ｔｏ＋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。
【００３７】
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）、各回のスキャン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、その種類としては、後述するイメージング用のパルスシーケンスと同一に設定するのが望ましい。ただし、このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの目的は、撮像対象の信号強度が最高になる心電同期用の遅延時間を設定することであるから、心電同期イメージングスキャンを３次元で行う場合であっても、このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは、撮像対象を含んでさえすれば２次元で行えばよい。この２次元スキャンにより全体の撮像時間を最小限に止めることができる。心電同期イメージングスキャンが２次元の場合は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは２次元スキャンでよく、またイメージングスキャンよりも多少、空間分解能（マトリクスサイズなど）を下げてもよい。
【００３８】
このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンとして、高速ＳＥ法とハーフフーリエ法とを組み合わせた２次元ＦＡＳＥ（２Ｄ−ＦＡＳＥ）法が使用される。勿論、このスキャン法の代わりに、通常のＳＥ法、高速ＳＥ法、ＥＰＩ法、ＦＥ法、セグメンテッドＦＦＥ法など、各種の２次元スキャン法を採用することもできる。
【００３９】
このシーケンス開始指令に応答し、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、患者Ｐの所望部位の断面が２次元スキャンされる。
【００４０】
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。
【００４１】
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（例えば後述する撮像条件では７００ｍｓｅｃ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＝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Ｓ４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１９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。息止め解除の音声メッセージは例えば「息をして結構です」である。
【００４２】
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各回毎に実行される。例えば、初期時間Ｔｏ＝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。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（＝Ｔｏ）後に、例えば２Ｄ−ＦＡＳＥ法に基づく第１回目のスキャンＥＣＧｐｒｅｐ１が所定時間（約７００ｍｓｅｃ）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。
【００４３】
そして、回数カウンタＣＮＴが所定値に到達していない場合、図３のステップＳ５〜ステップ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＝Ｔｏ＋Ｔｉｎｃ＝４００ｍｓｅｃが経過した時点で、第２回目のスキャンＥＣＧｐｒｅｐ２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波が出現すると、遅延時間ＴDL＝Ｔｏ＋２・Ｔｉｎｃ＝５００ｍｓｅｃが経過すると、第３回目のスキャンＥＣＧｐｒｅｐ３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波が出現すると、遅延時間ＴDL＝Ｔｏ＋３・Ｔｉｎｃ＝６００ｍｓｅｃが経過すると、第４回目のスキャンＥＣＦｐｒｅｐ３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。
【００４４】
各フレームのエコーデータは順次、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に再構成する。この再構成画像はＭＲＡ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ＭＲＡ像を順次、シネ（ＣＩＮＥ）表示する。
【００４５】
このように、ダイナミックに心電同期の遅延時間（同期タイミング）が変更された複数枚のＭＲＡ像の表示例を図５（ａ）〜（ｅ）に示す。これらの図は実際の画像写真を模写したもので、２Ｄ−ＦＡＳＥ法（実効ＴＥ（ＴＥeff）＝４０ｍｓ，エコー間隔（ＥＴＳ）＝５ｍｓ，ショット数＝１，スライス厚（ＳＴ）＝４０ｍｍ，スライス枚数（ＮＳ）＝１，加算枚数（ＮＡＱ）＝１，マトリクスサイズ＝２５６×２５６，ＦＯＶ＝４０×４０ｃｍ，実際のスキャン時間＝７００ｍｓ程度）、かつ、位相エンコード方向＝図の上下方向（体軸方向）に設定して実験した肺野の画像写真を模式的に表している。この画像で目的としているエンティティとしての血流は下行大動脈である。同図において遅延時間ＴDLはそれぞれ、（ａ）でＴDL＝３００ｍｓｅｃ，（ｂ）でＴDL＝４００ｍｓｅｃ，（ｃ）でＴDL＝５００ｍｓｅｃ，（ｄ）でＴDL＝６００ｍｓｅｃ，（ｅ）でＴDL＝７００ｍｓｅｃ、となっている。
【００４６】
これらのシネ表示像を目視観察すれば、大動脈流からのエコー信号が最も強く表れ、かつ大動脈全体が明瞭なのは、同図（ｅ）のＭＲＡ像である。ほかの（ａ）〜（ｄ）のＭＲＡ像の場合、（ｅ）に比べて、大動脈流の写っている範囲が極、一部または短い範囲であって、拍動に伴う血流の速度が速いなどの要因から、エコー信号の強度が相対的に低く、フローボイド現象に近い状態になっている。つまり、肺野において大動脈流のＭＲＡ像を得る場合、この実験の場合には、同図（ｅ）の状態、すなわち遅延時間ＴDL＝７００ｍｓｅｃが最適となる。これにより、心電同期の同期タイミングは、Ｒ波のピーク到達時刻から遅延時間ＴDL＝７００ｍｓｅｃ後の時刻ということが判明する。
【００４７】
したがって、操作者は、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ＭＲＡ像から最適な画像、すなわち最適な遅延時間ＴDLを目視判定で決し、この遅延時間のパラメータを引き続き行うイメージングスキャンに手動で反映させる処理を行う。なお、ここでの「最適な」の用語は、同期タイミングの与えられた設定法の条件下で「最も適切と思われる」を意味する。
【００４８】
さらに、上述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにおいて、位相エンコード方向を大動脈流の走行方向に沿った方向（体軸方向）に意図的に設定している。これにより、位相エンコード方向をそれ以外の方向に設定した場合に比べて、大動脈流の走行方向情報（方向性）を欠落または落とさずに、より明瞭に撮像することができ、その描出能に優れている。この理由を以下に述べる。
【００４９】
一般に、肺血管や肝臓の血管（門脈）に代表される血流はＴ２時間が若干短い（Ｔ２＝１００〜２００ｍｓ）ことが知られている。このＴ２時間の短めの血流は、Ｔ２時間が長いＣＳＦや関節液（Ｔ２＞２０００ｍｓ）に比べて、信号の半値幅が広がることが分かっている。このことは、例えば、文献「R. Todd Cons-table and John C. Gore, "The loss of small objects in Variable TE imaging: Implications for FSE, RARE, and EPI", Magnetic Resonance in Medicine 28, 9-24, 1992」に示されている。同文献によると、Ｔ2  時間の異なる物質に対する信号値の広がりは、図６に示すように、“point spread function”によって表される。同図のグラフは、静磁場＝１．５Ｔ、ＴＥeff＝２４０ｍｓ、エコー間隔（ＥＴＳ）＝１２ｍｓのときのもので、横軸が位相エンコード方向の画像上の画素数を表し、縦軸が任意単位の信号強度である。これによると、Ｔ２＝２０００ｍｓのＣＳＦや関節液に比べて、Ｔ２＝２００ｍｓの血液（動脈）はその半値幅が広がっている。これは、Ｔ２＝２００ｍｓの血液（動脈）はＣＳＦや関節液よりも、見掛け上、位相エンコード方向の幅が伸びているのと等価であると言える。したがって、Ｔ２＝２００ｍｓの血液（動脈）は、ＣＳＦや関節液に比べて、画像全体が位相エンコード方向に余計にぼけることを示している。
【００５０】
そこで、位相エンコード方向を血流方向に設定することで、Ｔ２時間が短い血液の位相エンコード方向の信号値のピクセル上の広がり（ぼけ）の度合いが、Ｔ２時間が長いものよりも大きいことを積極的に利用でき、血流方向が強調されるのである。したがって、上述したように、心電同期のための最適な（適切な）ＭＲＡ像（すなわち最適な（適切な）遅延時間）を選択するときに、その選択がより容易化される。
【００５１】
次に、この実施形態の心電同期イメージングスキャンの動作を図７〜図１０を参照して説明する。
【００５２】
ホスト計算機６は、入力器１３からの操作情報に応答して図７に示す処理を実行する。
【００５３】
これを詳述すると、ホスト計算機６は、前述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを通して操作者が決めた最適な（適切な）遅延時間ＴDLを入力器１３を介して入力する（ステップＳ２０）。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（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）および画像合成処理法の情報（再構成画像での合成か周波数空間上での合成か、加算処理か最大値投影（ＭＩＰ）処理かなど。加算処理の場合には、単純加算、加算平均処理、重み付け加算処理のいずれかなど）を入力し、それらの情報を制御情報に処理し、その制御情報をシーケンサ５および演算ユニット１０に出力する（ステップＳ２１）。
【００５４】
なお、ホスト計算機６は、このステップＳ２１の処理において、画像合成を達成するためのスキャン回数（すなわち同一撮像部位に何枚の画像を撮像するか）に応じて、自動的に位相エンコード方向の変更角度を演算し、スキャン毎の位相エンコード方向の角度変更情報をパルスシーケンスに組み込んでシーケンサ５に送るようになっている。この角度変更情報は例えば、画像合成を行う画像枚数が２枚の場合、１回目のスキャンが終わって２回目のスキャンを実行するときに、位相エンコード方向を１回目のそれから９０°変える、というものである。
【００５５】
次いで、スキャン前の準備完了の指示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１９に出力する（ステップＳ２３）。これにより、音声発生器１９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）。
【００５６】
この息止め開始を指令した後、ホスト計算機６は所定の調整時間Ｔsp（例えば１秒）の間そのまま待機し、患者が完全に息止め状態に移行したタイミングを見計らう（ステップＳ２４）。
【００５７】
この調整時間の待機が完了すると、ホスト計算機６はＥＣＧ信号に関する処理を順次実行する（ステップＳ２５〜Ｓ２７）。まず、ＥＣＧ信号を入力し、その信号にＲ波のピーク値が出現するまでＥＣＧ信号を監視しながら待機する。Ｒ波が出現し、そのピークに達すると、そのピーク到達時刻からステップＳ２０で読み込んだ遅延時間ＴDLだけ待機する処理を行う（ステップＳ２７）。この遅延時間ＴDLの値は、前述したようにＥＣＧ−ｐｒｅｐの事前スキャンにより対象とする血流や組織を撮像する上で最もエコー信号の強度が高くなり、撮像対象の描出能に優れる値に最適化されている。
【００５８】
なお、息止め指令から最初のＲ波出現までの調整時間Ｔsp′は、上述した値Ｔspに、この時間Ｔsp経過後からＲ波出現までの任意時間βを加えた値になる。
【００５９】
この最適な遅延時間ＴDLが経過した時点が心電同期タイミングであるとして、ホスト計算機６はシーケンサ５にスキャンの開始を指令する（ステップＳ２８）。この指令を受けたシーケンサ５は、既に送られて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、イメージングスキャンを実行する。このスキャン処理の一例を図８に、そのタイミングを図９にそれぞれ示す。
【００６０】
図８に示す処理例はスキャンの回数が２回であって、後述する画像合成処理は２枚の再構成画像を相互に加算処理するものである。このスキャン制御例を説明する。
【００６１】
シーケンサ５は通常、ホスト計算機６からイメージングスキャンの開始指令が送られてきたか否かを判断しながら待機している（ステップＳ２８−１）。スキャンが指令されると、シーケンサ５は、指令されている位相エンコード方向に基づく１回目のスキャンを実行する（ステップＳ２８−２）。この１回目のスキャンの場合、例えば２Ｄ−ＦＡＳＥ法が選択され、また位相エンコード方向がＺ軸方向に、読出し方向（周波数エンコード方向）がＸ軸方向に各々設定されている（図９参照）。この結果、例えば、肺野のスキャンに伴う１フレーム分のＭＲ原データ（生データ）が収集される。
【００６２】
このとき２Ｄ−ＦＡＳＥ法によって患者Ｐから発生したエコー信号は、ＲＦコイル７で受信され、受信器８Ｒに送られる。受信器８Ｒではエコー信号に各種の前処理が施され、デジタル量に変換される。このデジタル量のエコーデータは演算ユニット１０に送られ、内蔵メモリに拠る例えば２次元ｋ空間に配置される。このｋ空間上のエコーデータの組は適宜なタイミングで例えば２次元フーリエ変換して実空間断層像に変換される。この再構成画像データは記憶ユニット１１に一時的に格納されて２回目のスキャンを待つ。
【００６３】
シーケンサ５は１回目のスキャン指令後、そのスキャンが完了したか否かを判断しながら待機している（ステップＳ２８−３）。
【００６４】
この後、シーケンサ５は２回目のスキャンまで所定時間Ｔｗの間待機する（ステップＳ２８−４）。この待機時間Ｔｗは、１回目のスキャンに拠る原子核スピンの挙動が励起パルス印加前の定常状態まで戻るまで待つことを意図したものである。これにより、２回目のスキャン時の原子核スピンの挙動が１回目のそれに殆ど影響されないから、Ｔ１緩和時間の多少の影響が少なくなり、２回のスキャンに伴うエコーデータのばらつきが少なくなる。この待機時間Ｔｗとしては、例えば６秒程度のオーダである。なお、術者が入力器１３を介して待機時間Ｔｗの長短を調節するようにすることも、望ましい態様の１つである。
【００６５】
この待機時間Ｔｗが経過すると、シーケンサ５はＥＣＧ信号を入力し、その中のＲ波ピークの出現を待つ（ステップＳ２８−５，６）。このため、実際の待機時間Ｔｗ′は指定待機時間Ｔｗに、この時間Ｔｗ経過からＲ波出現までの任意時間βを加えた値になる。Ｒ波が出現すると、再び、最適化された遅延時間ＴDLの間は待機状態となる（ステップＳ２８−７）。
【００６６】
この遅延時間ＴDL経過後に、シーケンサ５は２回目のスキャンを１回目と同じスライスについて同様に実行する（ステップＳ２８−８）。ただし、このときの位相エンコード方向は、予め設定されている角度だけ変更されてスキャンが実施される。例えば、１回目の位相エンコード方向から９０°ずれた方向に、２回目のスキャン時の位相エンコード方向が設定されている。一例として、位相エンコード方向がＸ軸方向に、読出し方向（周波数エンコード方向）がＺ軸方向に各々変更される。このエンコード状態で２回目のスキャンが実施され（図９参照）、収集されたエコー信号の処理は１回目のときと同じである。
【００６７】
そして、シーケンサ５は２回目のスキャン完了が判断できると、スキャン完了の通知をホスト計算機６に対して行う（ステップＳ２８−９，１０）。
【００６８】
図７のステップＳ２９において待機していたホスト計算機６は、シーケンサ５からのスキャン完了通知を受ける。これにより、ホスト計算機６は息止め解除の指令を音声発生器１９に出力する（ステップＳ３０）。このため、音声発生器１９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９参照）。
【００６９】
この一連のデータ収集処理が終わると、ホスト計算機６は、演算ユニット１０に対して記憶ユニット１１に一次格納されている２回のスキャンに拠る再構成画像Ａ，Ｂの合成処理および表示を指令する（ステップＳ３１）。この合成処理の方法は前記ステップＳ２１の入力処理で認識できているから、その方法で画像合成を行って１枚の合成画像Ｃを生成する。合成処理法としては、いま例の場合、２枚の画像Ａ，Ｂを画素値毎に加算する加算処理や、２枚の画像Ａ，Ｂの最大値投影処理が使用できる。加算処理の場合、単純加算、加算平均、重み付け加算のいずれかの方法が指令されているので、その方法に沿って行う。この結果、図９に模式的に示す如く、２枚の再構成されたＭＲＡ画像Ａ，Ｂから合成画像Ｃが得られる。
【００７０】
このように本実施形態によれば、心電同期イメージングスキャンを行うときの同期タイミング（上述した遅延時間ＴDL）が複数の心拍を利用して適切に設定されるので、血流などの撮像対象が発生するエコー信号が最も高くなる状態でイメージングスキャンが実施される。血流速度が相対的に遅かったり、フローボイド現象に因ってエコー信号の強度が相対的に低下または殆ど零となったりする状態を確実に回避できる。最適化された同期タイミングで安定した、高描出能のＭＲＡ像を提供することができる。また高速ＳＥ系のパルスシーケンスを使用すると、サスセプタビリティや形態の歪みの点での優位性も当然に享受することができる。
【００７１】
これを従来の心電同期法と比較する。従来のように、心電図波形の例えばＲ波のピーク時間から常に一定の遅延時間経過後に、イメージングシーケンスを実行する場合、Ｒ波出現の直後に発生する乱流的な血流時間帯を回避し、血流状態が比較的安定している時間帯を選択してスキャンできる。これにより、乱流的な血流の影響を排除でき、安定した血流状態でのエコー信号を周波数空間の位相エンコード方向の中心域に配置して、再構成した画像のコントラストを高めることはできる。
【００７２】
しかし、一定の遅延時間がいつも妥当とは限らず、例えば、心電同期法を使って横緩和時間が短めの組織や血流などを撮像する場合でも、被検体の固体差や撮像部位の違い、さらにはパルスシーケンスの種類に応じて適正な同期タイミングが存在する筈である。この同期タイミングに過不足があると、心筋から駆出された血液の流れが未だ撮像部位まで十分には到達していなかったり、その反対に駆出血液の流れが既に撮像部位を抜けてしまったりして、エコー信号が生じないフローボイド（flow void）現象が発生してしまう。
【００７３】
このような撮像時間の比較的長いＳＥ系のシーケンスと心電同期法を併用して横緩和時間が短めの組織や血流などを撮像する場合、エコー信号値が最強になる同期タイミングの最適化を考慮した手法が従来では知られていなかったが、本発明により、そのような事態を解消できる。１回の励起に伴う撮像時間が長いため、１心拍内で同期タイミング（時相）変えて複数回スキャンすることは実際上困難であるが、本発明のように複数心拍にわたってＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを考え、その内の複数のＲ波に別々の同期タイミングを割り当てることで、ダイナミックに同期タイミングを変えてスキャンできる。この結果、同期タイミングの相違を反映し、比較的コントラストの良い、しかも、Ｒ波出現直後の乱流発生の影響を回避した準備用ＭＲＡ像が複数枚得られる。この画像を用いて同期タイミングを事前に最適に（適切に）設定でき、したがって上述した各種の効果を享受することができる。
【００７４】
また、このように同期タイミングが予め最適化されるから、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も軽減するとともに、患者スループットの向上も可能になり、さらに患者の負担も軽減または抑制される。
【００７５】
ところで、本実施形態によれば、位相エンコード方向を変えて収集したエコーデータの複数枚の画像から新規な合成画像を得ることができる。この合成画像は位相エンコード方向の変更制御に拠って、とくに、Ｔ２緩和時間の短めな血流の描出能に優れている。
【００７６】
この理由は、前記図６で説明した位相エンコード方向の画素値の強調（ぼけ）の効果を積極的に利用し、この強調効果を得た画像を複数枚合成することにある。これを図１０で模式的に説明する。同図に示すように、血管Ｂ１からその直交方向に枝分かれした血管Ｂ１１があって、例えば１回目のスキャン時の位相エンコード方向が血管Ｂ１の走行方向に略一致し、２回目のスキャン時の位相エンコード方向が枝分かれした血管Ｂ１１に略一致しているとする。同図（ａ）に示すように、１回目のスキャンに拠る位相エンコード方向の信号値の広がりに拠って各画素が疑似的に伸びたものと等価になり、その位相エンコード方向と略一致している血管Ｂ１はぼけに因って強調され、反対に、これに直交する方向の血管Ｂ１１はぼけてしまう。しかし、２回目のスキャンでは位相エンコード方向が９０°変更されるので、今度は反対に同図（ｂ）に示すように、一方の血管Ｂ１はぼけるが、もう一方の血管Ｂ１１はぼけに因って強調される。
【００７７】
上述した実施形態では、同図（ａ）および（ｂ）の再構成画像が画素毎に加算（合成）されるので、同図（ｃ）に示す如く、両方の位相エンコード方向の血流Ｂ１，Ｂ１１の画像が共に消失されずに残る。しかも、位相エンコード方向にぼけるとはいえ、加算処理の場合には、２枚の画像を画素毎に加算しているからアベレージング法の利点も享受でき、併せて血流の信号値を上げ、Ｓ／Ｎを向上させる。図１０では直交する２方向についてのみ説明したが、血流Ｂ１が１回目の位相エンコード方向から多少ずれていても、また血流Ｂ１１が２回目のそれから多少ずれていても、かかる利点を多少とも享受できる。したがって、縦横無尽に走行している肺血管などの血管に対し、その走行方向情報を殆ど欠落させることなく、高いＳ／Ｎおよび実質部の高いコントラストで描出することができ、診断能の向上に寄与可能になる。
【００７８】
従来の位相エンコード方向が固定のアベレージング法の場合には、Ｓ／Ｎ比向上は見込めるものの、例えば図１０（ａ）に示す方向に位相エンコード方向を設定したときには、血流Ｂ１１が位相エンコード方向のぼけに因って目視で識別困難になるか、または、消失してしまうことがあった。また同図（ｂ）に示す方向に位相エンコード方向を設定したときには、血流Ｂ１が同様の問題に直面していた。しかしながら、本実施形態によって、そのような状態を回避し、とくに、肺野や肝臓の血管などＴ２時間が短めの血管についてその走行方向の情報量を低下させることなく描出することができるようになった。
【００７９】
さらに、上述した実施形態の場合、１回の息止め期間に２回全部のイメージングスキャンを終えるようにしている。このため、肺などの周期的運動による体動アーチファクトの発生を抑制できるとともに、複数回にわたって息止め撮像をするときの患者の体自体の位置ずれに因る体動アーチファクトの発生も合わせて低減できる。これにより、アーチファクトのより少ない高品質のＭＲ像を提供できる。
【００８０】
また、２回のスキャンの間にスピンの回復を待つ待機時間を設定しているから、２回目のスキャンもより的確に実行でき、高品質の画像を提供できる。
【００８１】
さらに、そのような待機時間を設定したとしても、多くの場合、１回目、２回目のスキャンは１．５秒程度、待機時間は４秒程度で済むので、息止めの期間は６秒少々で済む程度である。したがって、患者の１回の息止めの継続時間は短くて済み、子供や高齢者にとっても、息止めに関する精神的、体力的負担が軽いという利点もある。
【００８２】
第２の実施形態本発明の第２の実施形態を説明する。なお、この第２〜第５の実施形態は、上述のＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを通して最適化された遅延時間ＴDLを用いる心電同期イメージングスキャンのほかの例に関する。
【００８３】
前述した第１の実施形態のイメージングスキャンは、位相エンコード方向を変えて合計２回のスキャンを行うものであったが、本発明はこれに限定されるものではない。そこで、この第２の実施形態のＭＲＩ装置では、図１１に示す如く、位相エンコード方向を変えて合計４回のイメージングスキャンを順次、所定待機時間毎に実施し、これにより、位相エンコード方向が４５ずつ異なった４フレーム分のＭＲ原データを得る。各回のイメージングスキャンは心電同期法としてのＥＣＧゲート法を採用し、その同期タイミングは、事前に実施されるＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを通して最適化された遅延時間ＴDLで決められる。画像処理の一例としては、原データをそれぞれのフレームで画像再構成し、４枚の再構成画像を、合成処理（加算処理または最大値投影処理）を行う。これによっても、上述した実施形態のものと同等またはそれ以上に、位相エンコード方向のより細かい角度制御に拠って、血管の走行情報が豊富なＭＲ画像を得ることができる。
【００８４】
すなわち、加算（合成）する画像枚数ｎ（すなわち位相エンコード方向の変更回数）はｎ≧２であればよい。
【００８５】
第３の実施形態第３の実施形態を図１２〜１３を参照して説明する。この実施形態は３次元の心電同期イメージングスキャンに関する。
【００８６】
この３次元の心電同期イメージングスキャンの場合、スライス方向を不変とした状態で、位相エンコード方向と読出し方向をスキャン毎に交換しながら（インターリーブさせながら）、複数個のスライスエンコード量に応じた複数回のスキャンが実行される。具体的な一例として、図１２に、ホスト計算機６およびシーケンサ５によって指令される心電同期イメージングスキャンのシーケンス（前述したＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの後で実施される）の一例を示す。各スライスエンコード量に応じたスキャンでは、位相エンコード方向を変える手法のほか、ＥＣＧゲート法および息止め法が採用されている。心電同期タイミングは、事前に実施されるＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを通して最適化された遅延時間ＴDLで決められる。例えば、図１３（ａ），（ｂ）に示す如く、腹部を３次元撮像する場合のボリューム領域のデータ収集は、ＲＬse1，ＨＦse1，ＲＬse2，ＨＦse2，…，ＲＬsen，ＨＦsenの順序で各スライスエンコード量に応じたスキャンが２ｎ回（ｎは２以上の整数）、例えば３Ｄ−ＦＡＳＥ法で実施される。
【００８７】
スキャンＲＬseまたはＨＦseは、ボリューム領域の３次元原データを提供するスライスエンコード傾斜磁場による各スライスエンコード量に対する心電同期のシングルスキャンを表す。しかし、スキャンＲＬseとスキャンＨＦseでは位相エンコード方向が異なる。スキャンＲＬseの場合、図１３（ｂ）の実線矢印Ｘ１で示すように、位相エンコード方向が患者の体の左右ＲＬ方向に設定される。これに対し、スキャンＨＦseの場合、同図の点線矢印Ｘ２で示すように、位相エンコード方向は患者の上下（頭部／脚部）ＨＦ方向に設定され、左右方向とは９０度異なる。添字ｓｅ１…ｓｅｎは、各スキャンに対するスライスエンコードの傾斜磁場量を表す。この例示シーケンスでは、同一のスライスエンコード量ｓｅ１（…ｓｅｎ）について第１、第２の２回の心電同期スキャンが実施され、この１組のスキャンがスライスエンコード量を変えながら順次繰り返される。この３次元スキャンの場合、全体の撮像時間は比較的長くなるので、息止めは複数回に別けて実施される。
【００８８】
画像再構成は、位相エンコード方向が左右ＲＬ方向に設定された３次元原データの１組で、また位相エンコード方向が上下ＨＦ方向に設定された３次元原データの別の１組で個別に実施される。両方の３次元の再構成データは画素毎に合成され、最終的な３次元のＭＲＡデータとなる。
【００８９】
この３次元撮像によっても、前述した実施形態のものと同等に、最適化された心電同期タイミングによる描出能の向上を初めとして、血流の方向性の確保などの作用効果を得ることができる。
【００９０】
第４の実施形態本発明の第４の実施形態を図１４〜１５を参照して説明する。この例はマルチスライス・イメージングスキャンに関する。
【００９１】
図１４は、ホスト計算機６およびシーケンサ５により指令される心電同期イメージングスキャンのシーケンスを例示している。このシーケンスでは、第３の実施形態と同様に、位相エンコード方向の制御、心電同期法としてのＥＣＧゲート法、および１回息止め法の各手法が採用されている。ＥＣＧゲート法による同期タイミングは、事前に実施されるＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを通して最適化された遅延時間ＴDLで決められる。
【００９２】
例えば、４枚のマルチスライスイメージングで腹部を撮像する場合、図１５に示す如く、各スライスに対応したスキャンＲＬ１，ＲＬ２，ＲＬ３，ＲＬ４，ＨＦ１，ＨＦ２，ＨＦ３，ＨＦ４，…の順序で例えば２次元ＦＡＳＥ法に基づきデータ収集される。第３の実施形態と同様に、スキャンＲＬは位相エンコード方向が左右ＲＬ方向、スキャンＨＦはそれが上下ＨＦ方向であることを示し、各回のスキャンにより各スライスの２次元原データが生成される。互いに位相エンコード方向が９０度異なる２フレームの再構成画像データが画素毎に合成され、各スライス面のＭＲＡ像データがつくられる。このため、高い血流方向の検出能が確保される。また、当然に、前述したＥＣＧゲート法や息止め法の効果もこのマルチスライスイメージングにおいて併せて発揮される。
【００９３】
なお、このマルチスライスイメージングのスキャン順序は、ＲＬ１，ＨＦ１，ＲＬ２，ＨＦ２，…といった具合に任意の順に変更してもよい。
【００９４】
なお、上述した各実施形態にあっては、イメージングスキャン時に位相エンコード方向を変えて複数回のスキャンを行うように設定していたが、本発明は必ずしもそのように位相エンコード方向を変える必要はない。予め定めた一定方向の位相エンコード方向のまま複数回のスキャンを行って複数組の画像データを生成し、その複数組の画像データをアベレージングして１組の画像データを得るように構成してもよい。
【００９５】
第５の実施形態本発明の第５の実施形態を図１６〜１８に基づき説明する。本実施形態は、複数種類の対象を撮像する場合に本発明を適用したものである。
【００９６】
前述の各実施形態は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより最適設定するＥＣＧゲート法（心電同期法）の同期タイミング（遅延時間ＴDL）は１つの量、すなわち１つの固定同期タイミングであった。
【００９７】
撮像対象が１種類であるときは、この１つの同期タイミングでも間に合うが、撮像対象が図１６に示す如く、患者の大動脈ＡＲと肝臓門脈ＰＶであるとすると、前者はほぼ体軸方向に沿って走行し、後者は体軸方向に直交する左右方向に沿って走行する部分が多い。つまり、撮像対象としての血管の種類が異なると、その走行方向も異なり、ＥＣＧゲート法における最適な同期タイミングも異なることが一般的と想定される。そこで、本実施形態のＭＲＩ装置は、ＥＣＧゲート法の同期タイミングの数を撮像対象の種類、すなわち血管や組織の走行方向の違いに応じて複数個、設定することを特徴とする。
【００９８】
具体的には、ホスト計算機６およびシーケンサ５は共働して図１７に示すように、心電同期イメージングスキャンに先立って、合計２回のＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを順次実行するようになっている。最初のＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャン＃１では、位相エンコード方向を例えば上下（体軸）ＨＦ方向に設定した状態で前述した図３、４に示すＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンが、一例として２次元ＦＡＳＥ法により実行される。この第１回目のＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより、図１６に示す例で言えば、大動脈ＡＲの走行方向の情報収集が重視された状態で、複数時相のスキャンが前述の如く実行される。この結果、大動脈ＡＲからのＭＲ信号の強度が最大になる最適遅延時間ＴDL＝α１が設定される。
【００９９】
第２回目のＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンでは、位相エンコード方向を例えば左右ＲＬ方向に設定した状態で前述した図３、４に示すＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンが同じく２次元ＦＡＳＥ法により実行される。この第２回目のＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより、図１６に示す例で言えば、門脈ＰＶの走行方向の情報収集が重視された状態で、複数時相のスキャンが前述の如く実行される。この結果、門脈ＰＶからのＭＲ信号の強度が最大になる最適遅延時間ＴDL＝α２が設定される。
【０１００】
その後、ホスト計算機６およびシーケンサ５は共働して、この２種類の遅延時間ＴDL＝α１，α２を使い、３次元ＦＡＳＥ法に基づく心電同期イメージングスキャンを実行する。このイメージングスキャンのシーケンス例を図１８に示す。同図に示すように、１回目の１つ目のスライスエンコード量ｓｅ１に対するスキャンのときには、門脈ＰＶの走行方向に合わせた遅延時間ＴDL＝α２に同期してスキャンされる。そして、これに呼応して、スキャンが位相エンコード方向＝左右ＲＬ方向で且つスライスエンコード量ｓｅ１の状態で３次元ＦＡＳＥ法に基づき実行される。さらに、２回目の１つ目のスライスエンコード量ｓｅ１に対するスキャンのときには、大動脈ＡＲの走行方向に合わせた遅延時間ＴDL＝α１に同期してスキャンされる。そして、これに呼応して、スキャンが位相エンコード方向＝上下ＨＦ方向で且つスライスエンコード量ｓｅ１の状態で３次元ＦＡＳＥ法に基づき実行される。
【０１０１】
以下、同様に、スライスエンコード量ｓｅを変えながら、遅延時間ＴDL＝α２に基づく位相エンコード方向＝左右ＲＬ方向の心電同期イメージングスキャンと、遅延時間ＴDL＝α１に基づく位相エンコード方向＝上下ＨＦ方向の心電同期イメージングスキャンとが交互に繰り返される。この一連のスキャンによって収集されたエコー信号は、第１の実施形態と同様に処理され、表示される。
【０１０２】
このように、個別のＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより、ＥＣＧゲート法のための同期タイミング（遅延時間）が位相エンコード方向を２種類の撮像対象の走行方向に合わせて個別に設定され、この２つの量の同期タイミングそれぞれに基づき２種類の撮像対象（大動脈や門脈）の走行方向に合わせた位相エンコード方向で心電同期イメージングスキャンが行われ、ＭＲ画像が生成される。
【０１０３】
このため、位相エンコード方向を２種類の撮像対象それぞれに合わせて撮像するときの前述した効果は勿論のこと、ＥＣＧゲート法の同期タイミング自体を、患者別に、撮像対象別に、かつ、使用するパルスシーケンス別に対応して設定している。したがって、例えば血流速度の如何を問わず、目的とする血管からの信号値が最も大きい状態での心電同期イメージングスキャンが行われるので、２種類の撮像対象が確実に捕捉される。つまり、全部の撮像対象の走行情報が十分に確保され、高描出能で、高いＳ／ＮのＭＲ画像が提供される。
【０１０４】
なお、上述の説明は撮像対象が大動脈と門脈の２種類である場合であったが、３種類以上の撮像対象であっても同様で、その種類数だけのＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを実施して撮像対象別の同期タイミングを設定すればよい。また、この複数個の同期タイミングを使用する心電同期イメージングスキャンは、図１８の３次元ＦＡＳＥ法による３次元撮像に限定されることなく、図９に示した２次元ＦＡＳＥ法によるシングルスライス撮像や、図１４に示した２次元ＦＡＳＥ法によるマルチスライス撮像であってもよい。さらに、それらの撮像に使用するパルスシーケンスもＦＡＳＥ法に限定されることなく、高速ＳＥ法であっても、またＦＥ系のパルスシーケンスであってもよい。
【０１０５】
第６の実施形態本発明の第６の実施形態を図１９〜図２３に基づき説明する。
【０１０６】
この実施形態に係るＭＲＩ装置は、パルスシーケンスとして心臓系の撮像に好適なセグメンテッド（segmented）ＦＦＥ法（以下、ｓｅｇＦＦＥ法と呼ぶ）を採用したことを特徴とする。一例として、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを２次元のｓｅｇＦＦＥ法で実施し、その後の心電同期イメージングスキャンを３次元のｓｅｇＦＦＥ法で実施する場合を説明する。このように、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの次元を減らすことで、心電同期タイミングの測定時間を短縮させることができる。
【０１０７】
このｓｅｇＦＦＥ法を採用したシーケンスの具体例を図１９〜２１に示す。図１９にはＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの概要を、図２０にはＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの２次元ｓｅｇＦＦＥ法に依るパルスシーケンスの一例をそれぞれ示す一方で、図２１には心電同期イメージングスキャンの概要を、図２２には心電同期イメージングスキャンの３次元ｓｅｇＦＦＥ法に基づくパルスシーケンスの一例をそれぞれ示す。このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンおよびイメージングスキャンには図示していないが、息止め法が併用される。
【０１０８】
ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは「シングルスライス・マルチフェーズ」と呼ばれる方式を採用している。ホスト計算機６はシーケンサ５に対してこの方式に基づく２次元ｓｅｇＦＦＥ法のパルスシーケンスを指令する。
【０１０９】
この「シングルスライス・マルチフェーズ」方式によれば、スライス用傾斜磁場ＧＳおよびＲＦ周波数で決まるシングルスライスに対して複数の時相のエコーデータを一度に収集することができる。このため、そのスライスに撮像目的の血管が入るようにそのスライス厚さが決められる。
【０１１０】
これを具体的に説明すると、セグメントと呼ぶ一塊の連続データが得られるＥＣＧ信号のＲ−Ｒ波間において、Ｒ波ピーク値の出現時刻から遅延時間ＴDL＝α１が経過した時刻から、図１９、２０のセグメント１のフェーズ１で示す如く、複数組のＲＦ励起およびＦＥ法によるエコー収集が繰り返される（ここでは４個のエコー信号収集）。これにより収集された複数個（ここでは４個）のエコー信号は受信処理を経て、演算ユニット１０に送られる。演算ユニット１０には、位相エンコード方向を複数個（ここでは４個）に分割してｋ空間が複数個（ここでは５個）形成されており、フェーズ１で収集された複数個のエコー信号はその位相エンコード量に応じて最初のｋ空間ＫＳ１の各分割領域の最初のラインに配置される（図１９参照）。
【０１１１】
さらに、Ｒ波ピーク値の出現時刻から遅延時間ＴDL＝α２（＞α１）が経過した時刻から、セグメント１のフェーズ２で示す如く、複数組のＲＦ励起およびＦＥ法によるエコー収集が繰り返される。この結果得られたエコー信号は、次のｋ空間ＫＳ２の各分割領域の最初のラインに配置される。遅延時間ＴDL＝α３（＞α２），α４（＞α３），α５（＞α４）のそれぞれについても同様にして４個のエコー信号が収集され、３番目、４番目、および５番目のｋ空間ＫＳ３，ＫＳ４，およびＫＳ５の各分割領域の最初のラインに配置される。この結果、５個のｋ空間それぞれの各分割領域の最初のラインにエコーデータが配置される。
【０１１２】
次いで、次のＲ−Ｒ波間であるセグメント２に対しても同様のエコー収集および配置が実行される。ただし、このときの収集データは各ｋ空間の各分割領域の次のラインに配置される。以下、同様にセグメント３、４、および５について実行される。
【０１１３】
したがって、このＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンが終了すると、５個のｋ空間全部のデータ配置が完了している。演算ユニット１０はこれら５個のｋ空間のデータを２次元フーリエ変換して、５枚の実空間画像を再構成する。つまり、遅延時間ＴDL＝α１，α２，α３，α４，α５の時相の準備用画像を１回のスキャンで一度に得ることができる。そこで、オペレータは、この５枚の準備用画像を例えば目視観察して、撮像部位が最も明瞭に表示されている画像、すなわち最適な遅延時間ＴDLの値を特定する。
【０１１４】
次いで、適宜なタイミングで、ホスト計算機６はシーケンサ５に対して３次元ｓｅｇＦＦＥ法の心電同期イメージングスキャンを図２１、２２に示す如く指令する。このイメージングスキャンで用いられている最適遅延時間ＴDL＝αｍは、上述のＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンで設定された値である。
【０１１５】
このイメージングスキャンの各セグメントに対するパルス列は、最初に印加するＭＴ（magnetization transfer）効果を与えるＭＴパルスＰｍｔと、その次に印加する脂肪抑制用の化学選択パルスＰchessと、その次に各傾斜磁場方向に印加するディフェーズ用のスポイラパルスＳＰｓ，ＳＰｒ，ＳＰｅとを準備用パルス列として含む。この準備用パルス列の後には、フィールドエコーを収集するためのデータ収集パルス列Ｐａｃｑを配置してある。このイメージングスキャンは３次元スキャンであるので、位相エンコード用傾斜磁場ＧE1の他に、スライス用傾斜磁場ＧE2が印加される。
【０１１６】
このセグメント化された複数個のエコー信号は、そのスライスエンコード量および位相エンコード量に応じて演算ユニット１０の３次元ｋ空間に配置される。この配置データはその後、３次元フーリエ変換により実空間データに再構成され、さらに例えばＭＩＰ処理により２次元画像に変換される。
【０１１７】
このように本実施形態によれば、前述した実施形態のように位相エンコード方向を空間的に変えて複数回スキャンするスキャン法を採用していないが、ｓｅｇＦＦＥ法を用いて心臓系を確実に撮像することができる。とくに、このときの心電同期タイミングを事前に最適化しているので、心臓系の速い血流をも確実に捕捉することができる。
【０１１８】
この心電同期タイミングは上述のように「シングルスライス・マルチフェーズ」方式で測定されるので、１回のＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンで複数の時相の画像を一度に得ることができる。つまり、複数回のＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを行う必要がなく、全体の撮像時間を短縮でき、患者スループットを向上させる。
【０１１９】
なお、このｓｅｇＦＦＥ法を用いたＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは上述の「シングルスライス・マルチフェーズ」方式に限定されるものではなく、例えば、図２３に示す如く、「マルチスライス・シングルフェーズ」方式を簡便的な手法として採用することもできる（ここでのシングルフェーズは各スライスに１つのフェーズを意味する）。同図に示す如く、各セグメントにおけるスライス１の複数個のエコー信号を集めて１枚のスライス＃１のｋ空間ＫＳ１を埋める。また、各セグメントのスライス２の複数個のエコー信号を集めて別の１枚のスライス＃２のｋ空間ＫＳ２を埋める。同様に、各セグメントのスライス３，４，５の複数個のエコー信号をそれぞれ集めて別の１枚のスライス＃３，＃４，＃５のｋ空間ＫＳ３，ＫＳ４，ＫＳ５をそれぞれ埋める。これにより、遅延時間ＴDL＝α１、α２、α３、α４、α５で決まる、収集時相が相互に異なる複数枚のスライス＃１〜＃５の画像が１回のｓｅｇＦＦＥ法のスキャンで得られる。
【０１２０】
この複数枚のスライス＃１〜＃５は互いに近接しているので、撮像部位の心電同期タイミングを共にほぼ正確に反映した１枚のスライス（画像）であると見做しても差支えない場合も多い。このような場合、この複数枚の画像を１枚の画像として扱い、これらの画像から最適な遅延時間を設定すればよい。とくに、この簡便な「マルチスライス・シングルフェーズ」方式を使用できる場合、ＳＡＲ（ＲＦ被爆）の点で「シングルスライス・マルチフェーズ」方式よりも有利である。
【０１２１】
なお、このｓｅｇＦＦＥ法と同様の手法をＥＰＩ法にも適用できる。つまり、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンは２次元のＥＰＩ法で実施し、これにより最適化した遅延時間を用いて３次元のＥＰＩ法に基づくイメージングスキャンを実行するものである。
【０１２２】
第７の実施形態本発明の第７の実施形態を図２４〜図２６に基づき説明する。
【０１２３】
この実施形態のＭＲＩ装置は、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより得られた複数時相の画像データからの最適遅延時間の選択処理およびその遅延時間のイメージングスキャンへの反映処理を省力化することに特徴を有する。
【０１２４】
この特徴を達成するため、ホスト計算機６は図２４に示す一連の処理を行う。前述した各実施形態のように、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンにより複数時相（遅延時間）の準備用画像が得られると、ホスト計算機６は図２４の処理に移行し、その複数の準備用画像ＩＭ１〜ＩＭ５を図２５に示す如く表示する（ステップＳ４１）。この準備用画像ＩＭ１〜ＩＭ５のそれぞれには遅延時間ＴDLの値も重畳表示される（ステップＳ４２）。
【０１２５】
この表示が済むと、ホスト計算機６はラインＲＯＩを図２５に示す如く、準備用画像ＩＭ１〜ＩＭ５の初期位置に重畳表示する（ステップＳ４３）。次いで、入力器１３からの入力信号を読み込み、オペレータの指定に応じてＲＯＩ位置を調整し、ＲＯＩ位置がそれでＯＫか否かを判定する（ステップＳ４４，Ｓ４５）。これにより、オペレータとの間で対話的にオペレータが望む例えば血管上の位置にラインＲＯＩが設定される。
【０１２６】
このＲＯＩ設定が終わると、ホスト計算機６は各準備用画像ＩＭ上の指定ライン位置の画素について信号強度分布ＤＳを演算し、その分布ＤＳを各画像上に重畳表示する（ステップＳ４６、Ｓ４７）。この表示の一例を図２６に示す。
【０１２７】
ホスト計算機６は信号強度（画素値）分布の例えば最高値を呈する画像（分布）を特定する（ステップＳ４８）。この「最高値」は、ＲＯＩ位置の信号強度が最も大きい画像（分布）を特定するための１つの指標であり、これ以外の指標を用いてもよい。なお、ラインＲＯＩの代わりに矩形状のＲＯＩを用い、信号強度分布の代わりにヒストグラムを用いてもよい。
【０１２８】
次いで、ホスト計算機６は特定された準備用画像、すなわちその画像の時相（遅延時間）ＴDLを最適な心電同期タイミングとして確定し、その値を内部メモリに記憶する（ステップＳ４９）。この記憶された遅延時間ＴDLは、イメージングスキャン時にそのメモリから自動的に読み出される。すなわち、前述した図７のステップＳ２０の処理に対応するステップＳ５０の処理において、手動により指定されるのではなく、既に記憶していた最適遅延時間ＴDLが自動的に読み出される。
【０１２９】
これにより、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンを撮像時間の短い２次元スキャンのＦＡＳＥ法、ＥＰＩ法、ｓｅｇＦＦＥ法で行い、最適な心電同期タイミングをオペレータとの間でインターラクティブに確定し、その心電同期タイミングをイメージングスキャンに自動的に反映させることができる。
【０１３０】
したがって、オペレータがＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンで得た複数の準備用画像を判定するときの労力を軽減し、また判定誤差を減らして、より正確な心電同期タイミングを求めることができる。これにより、心電同期イメージングスキャンにおける血流の捕捉能力を高めることができる。また、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンに基づく心電同期タイミングの決定結果を自動的に心電同期イメージングスキャンに反映させるので、この点からも操作上の労力が著しく軽減される。
【０１３１】
なお、上記実施形態では複数枚の準備用画像の内の最も適切と思われる画像を信号強度分布などの演算結果から選択的に決め、その画像に割り当てられている遅延時間ＴDLを適切な同期タイミングとして決するように構成したが、本発明にかかる同期タイミングの決定方法はこれに限定されるものではない。要するに、複数枚の準備用画像のデータを利用して適切を思われる同期タイミングを選択または決定するものであればよい。
【０１３２】
例えば、上述の実施形態で複数枚の準備用画像から２枚以上の準備用画像を適切に選択し、これらの選択画像に割り当てられている複数の遅延時間値からカーブフィッティング法などの周知の手法に基づき、最適な遅延時間を更に演算して求めるようにしてもよい。
【０１３３】
例えば、準備用画像を表示することなく、信号強度分布やヒストグラムなどを画像データから自動的に演算し、その演算結果を所定のアルゴリズムで自動的に判定し、その判定結果から同期タイミングを自動的に決めるようにしてもよい。この同期タイミングは前述したように自動的にＥＣＧ−ゲートのイメージングスキャンに反映させることで、ＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンとイメージングスキャンの間で同期タイミング設定に関するオペレータの手間を全く不要にすることができる。
【０１３４】
ところで、上述した各実施形態およびその変形例では、ＭＲアンギオグラフィ（ＭＲＡ）を目的としていたが、撮像対象は血管のみに限定されず、繊維状に走行する組織等、任意の対象のものであってよい。とくに、Ｔ２時間が短めなものであれば、本発明に係るＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンおよびその後のイメージングスキャンを好適に実施できる。
【図面の簡単な説明】
【０１３５】
【図１】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成の一例を示す機能ブロック図。
【図２】実施形態におけるＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンと心電同期イメージングスキャンの時間の前後関係を説明する図。
【図３】コントローラが実行する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スキャンの一例を示す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肺野のＭＲＡ像を模式的に写生した図。
【図６】位相エンコード方向の信号値の広がりを説明する図。
【図７】実施形態にてホスト計算機が実行するイメージングスキャンの処理例を示す概略フローチャート。
【図８】同実施形態にてシーケンサが実行するスキャン制御の処理例を示す概略フローチャート。
【図９】同実施形態におけるイメージングキャンのスキャン順と画像合成の関係を模式的に説明する図。
【図１０】単独スキャン時の異なる位相エンコード方向における見掛け上の信号値の広がりを反映した画素列と画像合成時のそれを例示する模式図。
【図１１】本発明の第２の実施形態に係るイメージングスキャンのスキャン順と画像合成の関係を模式的に説明する図。
【図１２】本発明の第３の実施形態に係る３次元イメージングスキャンのスキャン順と画像合成の関係を模式的に説明する図。
【図１３】３次元スキャンに係るボリューム領域と傾斜磁場方向の設定の関係を説明する図。
【図１４】本発明の第４の実施形態に係るマルチスライス・スキャンのスキャン順と画像合成の関係を模式的に説明する図。
【図１５】マルチスライス・スキャンに係るスライス面の位置関係を説明する図。
【図１６】本発明の第５の実施形態に係るＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの撮像対象別の位相エンコード方向の設定を説明する図。
【図１７】２段階のＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンの時間関係を説明する図。
【図１８】２つの値の同期タイミングを用いた心電同期イメージングスキャンを説明する部分的タイムチャート。
【図１９】本発明の第６の実施形態に係るＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンのｓｅｇ．ＦＦＥ法のシーケンス、収集時相、およびエコーデータ配置の関係を説明する図。
【図２０】２次元ｓｅｇ．ＦＦＥ法のパルス列の一例を説明するシーケンス。
【図２１】第６の実施形態に係るイメージングスキャンのｓｅｇ．ＦＦＥ法のシーケンス、収集時相、およびエコーデータ配置の関係を説明する図。
【図２２】３次元ｓｅｇ．ＦＦＥ法のパルス列の一例を説明するシーケンス。
【図２３】第６の実施形態の変形例に係るＥＣＧ−ｐｒｅｐスキャンのｓｅｇ．ＦＦＥ法のシーケンス、収集時相、およびエコーデータ配置の関係を説明する図。
【図２４】本発明の第７の実施形態に係る最適同期タイミングの確定の自動化処理を示す概略フローチャート。
【図２５】最適同期タイミングの確定処理の一過程を示す準備用画像の表示状態図。
【図２６】最適同期タイミングの確定処理の別の一過程を示す準備用画像の表示状態図。
【符号の説明】
【０１３６】
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  コントローラ
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
１６  音声発生器
１７  ＥＣＧセンサ
１８  ＥＣＧユニット
１９  音声発生器
【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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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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