JP2010088872A - 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents

Abstract

【課題】被検体に印加された傾斜磁場の時間的変化に伴って発生する渦電流を軽減する磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法を提供する。
【解決手段】パイロット撮影モードの位置決め用画像データを用いて、診断画像データ収集の本撮影モードにおける基準撮影条件（即ち、本撮影モードにおけるスライス断面の位置、当該スライス断面におけるＭＲ信号の収集に用いられる傾斜磁場の極性、傾斜磁場の位相エンコード方向）を入力部８で設定する。刺激インデックス算出部１０で、撮影条件更新部９によって順次更新された傾斜磁場の極性及び位相エンコード方向における刺激インデックスを算出する。制御部１６は、刺激インデックスが最小となる傾斜磁場の極性と位相エンコード方向を有する最適撮影条件に基づいて本撮影モードにおける診断用画像データの生成を行なう。
【選択図】 図１

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法に係り、特に、ＭＲ信号を得る際の傾斜磁場の磁場強度の変化率(dB/dt)に起因して生じる渦電流のレベルが、被検体に悪影響を与えないように、最適な磁気共鳴イメージング条件を効率的に選択できる磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法に関する。

ＭＲＩ装置は、静磁場中に置かれた被検体組織の原子核スピンを、そのラーモア周波数をもつ高周波（ＲＦ）パルスで励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴（ＭＲ）信号に基づいて画像データを再構成するものである。

ＭＲＩ装置は、解剖学的診断情報のみならず生化学的情報や機能部診断情報など多くの診断情報を得ることができるため、今日の画像診断の分野では不可欠なものとなっている。

近年、例えば、echo-planar-imaging（ＥＰＩ）法と定義されるＭＲＩの高速撮影法が開発され、脳や心臓の機能部を解析することが可能になっている。ＥＰＩ法によれば、１枚のＭＲＩ画像の撮影時間が１００ミリ秒以下となるので、撮影時間の短縮が要求される心臓のように動きのある臓器の所望な時相におけるＭＲＩ画像を得ることが可能となる。

撮影時間を短縮する高速撮影法として、他に、パラレルイメージング(parallel imaging、ＰＩ)法が開発されている（例えば、特許文献１参照）。ＰＩ法は、複数の高周波（ＲＦ）コイルをエレメントコイルとして備えたマルチコイルを用いることで、複数の位相エンコード傾斜磁場の読み出し方向を間引いてＭＲ信号を収集する。ＰＩ法では、収集したＭＲ信号を、複数のエレメントコイルの感度分布に基づいて展開処理することにより、折り返りの無い画像データを短時間で生成することが可能となる。

これらの高速撮影法では、磁気共鳴（ＭＲ）信号の収集に要する時間を更に短縮させるために、直交する３つの傾斜磁場（即ち、スライス選択傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場及び位相エンコード傾斜磁場）の各々を高速でスイッチングすることができる。

一般に、傾斜磁場が時間的に変化すると、磁場強度の変化率(dB/dt)により生体内に渦電流が誘起される。特に、高速撮影法では、強力な傾斜磁場を高速スイッチングするため、生体内に誘起された渦電流の密度が神経等に対して許容される刺激レベルを超えてしまう場合がある。

心臓の磁気共鳴イメージングでは、スライス選択傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場及び周波数エンコード（読み出し）傾斜磁場の３つの傾斜磁場を使用して、任意方向に傾斜したスライス断面（オブリーク(oblique)断面）によるオブリーク撮影あるいはダブルオブリーク撮影によって画像データの収集が行なわれる。オブリーク断面の撮影に用いられる３つの傾斜磁場の夫々で高速スイッチングを行なう場合、各傾斜磁場毎の磁場強度変化率(dB/dt)が加算される。このため、スイッチング時に加算された傾斜磁場の磁場強度変化率(dB/dt)により発生する渦電流が、人体への許容レベル以上に上がる恐れがある。

このような危険な渦電流の発生に対応するため、従来のＭＲＩ装置では、パイロット撮影モードで設定された基準撮影条件やＭＲ信号収集条件に基づくパルスシーケンスの実行ソフトウエアが、ＭＲＩ装置の所定ユニットにローデングされた段階で、傾斜磁場のスイッチング時における磁場強度変化率(dB/dt)をあらかじめ算出する。その算出により得られた磁場強度変化率の最大値が、許容される刺激レベルに対応した所定閾値を越えた場合には、その旨を操作者に報知（警告）する方法が行なわれてきた。

特開２００４−３２９６１３号公報

しかしながら、従来の装置では、この警告を受けた操作者が、予め設定された基準撮影条件を試行錯誤で更新することで、渦電流密度を所定の刺激レベル以下に抑えることが可能な撮影条件を検索する必要があった。このため、ＭＲＩの撮影実行までに時間がかかり、検査効率が大幅に低下するという問題点を有していた。

本発明は、上述の問題点を解決し、被検体に印加された磁場の時間的変化に伴って発生する渦電流を許容レベル以下に抑えた状態で所望ＭＲＩ画像データの収集が可能となる撮影条件を、容易かつ短時間で設定することが可能な磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法を提供する。

本発明の一実施例による磁気共鳴イメージング装置は、静磁場及び複数の傾斜磁場が印加された被検体に対して高周波パルスを照射し、前記被検体から発生する磁気共鳴信号に基づいて画像データを生成する磁気共鳴イメージング装置において、前記被検体に対して予め設定された前記複数の傾斜磁場の基準撮影条件を更新する撮影条件更新ユニットと、更新された基準撮影条件の各々における前記複数の傾斜磁場の刺激インデックスを算出し、算出した刺激インデックスに基づいて前記複数の傾斜磁場の好適な基準撮影条件を検索する刺激インデックス算出ユニットと、前記検索された好適な基準撮影条件に基づいて、前記被検体に対する磁気共鳴イメージング制御を行なう制御ユニットと、を備えたことを特徴とする。

また、本発明の一実施例による磁気共鳴イメージング方法は、静磁場及び複数の傾斜磁場が印加された被検体に対して高周波パルスを照射し、前記被検体から発生する磁気共鳴信号に基づいて画像データを生成する磁気共鳴イメージング方法であって、前記被検体に対して予め設定された前記複数の傾斜磁場の基準撮影条件を更新し、更新された基準撮影条件毎に前記複数の傾斜磁場の刺激インデックスを算出し、算出された刺激インデックスに基づいて前記複数の傾斜磁場の好適な撮影条件を検索し、前記検索された好適な撮影条件に基づいて前記被検体に対する磁気共鳴イメージング制御を行なうことを特徴とする。

本発明によれば、被検体に印加された磁場の時間的変化に伴って発生する渦電流を許容レベル以下に抑えた状態で所望画像データの収集が可能な撮影条件を容易かつ短時間で設定することができる。このため検査効率が改善され、被検体や操作者の負担が軽減される。

本発明の実施例における磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロック図。 実施例の磁気共鳴イメージング装置に備えられたＲＦコイルユニット及び送受信部の具体的な構成を示すブロック図。 実施例の磁気共鳴イメージング装置において使用されるマルチコイルの構造を示す図。 パイロット撮影モードにおいて生成された初期設定された基準撮影条件を示す図。 本撮影モードにおいて初期設定された基準撮影条件を示す図。 実施例の磁気共鳴イメージング装置の撮影条件更新部による極性更新前後のスライス選択傾斜磁場の極性を示す図。 実施例の磁気共鳴イメージング装置の撮影条件更新部による極性更新前後の位相エンコード傾斜磁場の極性を示す図。 実施例の磁気共鳴イメージング装置の撮影条件更新部によって更新され、表示部に表示される複数の位相エンコード方向情報及び前記情報に対応する複数の矩形関心領域（ROI）を示す図。 実施例の磁気共鳴イメージング装置のＲＦパルス信号、スライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇｅ、周波数エンコード傾斜磁場Ｇｒ、被検体のＭＲ信号を示す図。 本発明による磁気共鳴イメージング方法における撮影条件の更新手順を示すフローチャート。

以下、本発明の実施形態を、図面を参照して説明する。

（第１の実施形態）
本発明の実施例による磁気共鳴イメージング装置（以下、単にＭＲＩ装置と称する）では、パイロット撮影モードの位置決め用画像データを用いて、診断画像データ収集のための本撮影モードにおける基準撮影条件を設定する。この基準撮影条件には、本撮影モードにおけるスライス断面の位置、当該スライス断面におけるＭＲ信号の収集に用いられる傾斜磁場の極性、及び、傾斜磁場の位相エンコード方向がある。基準撮影条件の傾斜磁場の極性及び位相エンコード方向を順次更新させながら傾斜磁場のスイッチング時における最大刺激インデックスを抽出する。抽出した最大刺激インデックスが最小となる傾斜磁場の極性と位相エンコード方向を有する最適撮影条件によって基準撮影条件を更新し、更新した最適撮影条件に基づいて本撮影モードにおける診断用画像データの生成を行なう。

本発明の実施例によるＭＲＩ装置では、以下、パラレルイメージング（ＰＩ）撮影法を適用した高速撮影法に対する最適撮影条件の設定について説明する。但し、本発明はＰＩ撮影法に限定されるものではない。

図１は、本実施例におけるＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図である。ＭＲＩ装置２００は、被検体１５０に対して磁場を発生する静磁場発生部１及び傾斜磁場発生部２と、被検体１５０に対しＲＦパルスの照射とＭＲ信号の検出を行なうＲＦコイルユニット３０と、ＲＦコイルユニット３０に対しパルス電流を供給すると共にＲＦコイルユニット３０が検出したＭＲ信号に対し所定の信号処理を行なう送受信部３と、被検体１５０を載置する天板４と、この天板４を被検体１５０の体軸（以下、Ｚ軸）方向へ移動する天板移動機構部５を備えている。

ＭＲＩ装置２００は、更に、画像データ生成部６と、表示部７と、入力部８と、撮影条件更新部９と、刺激インデックス算出部１０と、制御部１６を備えている。画像データ生成部６は、位置決め用画像データ収集のためのパイロット撮影モード及び診断用画像データ収集のための本撮影モードにおいて、送受信部３が受信したＭＲ信号を再構成処理し夫々の画像データを生成する。表示部７は、画像データ生成部６で生成された画像データを表示する。

入力部８は、ＭＲ信号収集条件の設定、画像データ生成条件及び画像データ表示条件の設定、画像データが収集されるスライス断面の位置や方向等を含む基準撮影条件の設定、及び、各種コマンド信号の入力等を行なう。

撮影条件更新部９は、入力部８で設定された基準撮影条件を所定の手順に従って更新する。刺激インデックス算出部１０は、入力部８で設定された基準撮影条件あるいは撮影条件更新部９で更新された撮影条件に基づいて刺激インデックスを算出する。制御部１６は、ＭＲＩ装置２００における各ユニットの動作を制御する。

静磁場発生部１は、常伝導磁石あるいは超電導磁石によって構成される主磁石１１と、この主磁石１１に電流を供給する静磁場電源１２を備え、ガントリ（図示しない）中央部の撮影野に配置された被検体１５０に対し強力な静磁場を形成する。尚、主磁石１１は、永久磁石によって構成されていてもよい。

傾斜磁場発生部２は、体軸方向（図１に示すｚ軸方向）、この体軸方向に直交するｘ軸方向、及びｙ軸方向に対して傾斜磁場を形成する傾斜磁場コイル２１と、傾斜磁場コイル２１の各々に対してパルス電流を供給する傾斜磁場電源２２を備えている。

傾斜磁場コイル２１及び傾斜磁場電源２２は、制御部１６から供給されるシーケンス制御信号に基づき被検体１５０が置かれた撮影野に対して位置情報を付加する。即ち、傾斜磁場電源２２は、制御部１６から供給されるシーケンス制御信号に基づいてｘ軸方向、ｙ軸方向、及びｚ軸方向の傾斜磁場コイル２１に供給するパルス電流を制御することにより各々の方向に対して傾斜磁場を形成する。これらｘ軸方向、ｙ軸方向、及びｚ軸方向の傾斜磁場は合成されて、互いに直交するスライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇe、及び周波数エンコード（読み出し）傾斜磁場Ｇｒが所望の方向に形成される。これらの傾斜磁場Ｇｒは、主磁石１１によって形成された静磁場に重畳されて被検体１５０に印加される。

図２は、実施例のＭＲＩ装置２００におけるＲＦコイルユニット３０と送受信部３の具体例である。ＲＦコイルユニット３０は、ＭＲＩ装置２００のガントリ（図示しない）内に、傾斜磁場コイル２１と共に設けられる。ＲＦコイルユニット３０は、送受信用の全身用（ＷＢ）コイル３０１と、被検体１５０の近傍に配設された受信用のマルチコイル３０２を備えている。

位置決め用画像データの生成のためのパイロット撮影モード、即ち、本撮影モードの被検体１５０の診断用画像データが収集されるスライス断面の位置や方向を設定するための画像データ撮影モードにおいて、所定の周波数（ラーモア周波数）と包絡線を有したパルス電流がＷＢコイル３０１に供給され、高磁場に置かれた被検体１５０の撮影領域に対しＲＦパルスが照射される。このＲＦパルスの照射により被検体１５０の組織にて発生したＭＲ信号は、ＷＢコイル３０１によって検出され、送受信部３に供給される。

パイロット撮影モードの場合と同様に、ＰＩ撮影法を適用して診断用画像データの生成を行なう本撮影モードでも、ＷＢコイル３０１に対し所定の周波数と包絡線を有したパルス電流が供給され、被検体１５０の撮影領域に対しＲＦパルスが照射される。ＲＦパルスの照射により被検体１５０の組織にて発生したＭＲ信号は、マルチコイル３０２にて、例えば、２次元配列されたエレメントコイルの各々によって検出され、送受信部３に供給される。このとき、マルチコイル３０２は、体軸方向（ｚ軸方向）に複数（Ｎｚ）のセクション３ｓ１乃至３ｓＮｚを形成し、更に、各々のセクションはｘ軸方向に複数（Ｎｘ）のエレメントコイル（チャンネル）を有している。

図３は、マルチコイル３０２の構成の実施例を示す。本実施例では、マルチコイル３０２のコイルエレメントは、ｚ軸方向に対してセクション１（３ｓ１）乃至セクション４（３ｓ４）に区分され、更に、セクションｉ（ｉ＝１乃至４）の各々はｘ軸方向に対して４つのエレメントコイル（チャンネル）３ｅｉ１乃至３ｅｉ４（ｉ＝１乃至４）を有している。即ち、マルチコイル３０２は、ｘ軸方向とｚ軸方向に夫々４個（Ｎｘ＝Ｎｚ＝４）ずつ配列される計１６個のコイルエレメント３ｅ１１、３ｅ１２、３ｅ１３、３ｅ１４、３ｅ２１、・・・・３ｅ４４で構成される。

図２の送受信部３は、送信部３１、受信部３２及びエレメントコイル選択部３３を備えている。送信部３１は、位置決め用画像データ収集のためのパイロット撮影モード及び診断用画像データ収集のための本撮影モードにおいて、ＷＢコイル３０１に対しパルス電流を供給する機能部を有する。即ち、送信部３１は、主磁石１１の静磁場強度によって決定される磁気共鳴周波数（ラーモア周波数）と略同一の周波数を有し、所定の選択励起波形で変調されたパルス電流を生成してＷＢコイル３０１に供給する。

受信部３２は、図示しない、１チャンネルのパイロット撮影用受信部とＭチャンネルの本撮影用受信部を備える。パイロット撮影用受信部は、パイロット撮影モードにおいてＷＢコイル３０１が検出した１チャンネルのＭＲ信号を受信し、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリング、Ａ／Ｄ変換等の信号処理を行なう。

一方、本撮影用受信部は、本撮影モードにおいてマルチコイル３０２のエレメントコイルが検出したＮｏ（Ｎｏ＝Ｎｘ・Ｎｚ）チャンネルのＭＲ信号の中からエレメントコイル選択部３３が選択したＭ（Ｍ＜Ｎｏ）チャンネルのＭＲ信号を受信し、これらのＭＲ信号に対し上述と同様の信号処理を行なう。

エレメントコイル選択部３３は、増幅回路とスイッチング回路（いずれも図示しない）を備える。エレメントコイル選択部３３は、マルチコイル３０２のエレメントコイル３ｅｉｊ（ｉ＝１乃至Ｎｚ、ｊ＝１乃至Ｎｘ）によって検出されたＮｏ（Ｎｏ＝Ｎｘ・Ｎｚ）チャンネルのＭＲ信号の中から受信部３２のチャンネル数に対応したＭチャンネルのＭＲ信号を選択する。

本撮影用受信部は、回路構成を簡単にするために、エレメントコイルの総チャンネル数Ｎｏより少ないチャンネル数Ｍによって構成される。エレメントコイル選択部３３は、マルチコイル３０２から出力されるＮｏチャンネルのＭＲ信号の中から本撮影モードにおいて必要なＭチャンネルのＭＲ信号を選択して本撮影用受信部に供給する。

エレメントコイル選択部３３は、通常、マルチコイル３０２におけるエレメントコイル３ｅｉｊ（ｉ＝１乃至Ｎｚ、ｊ＝１乃至Ｎｘ）が検出したＮｏチャンネルのＭＲ信号を高Ｓ／Ｎで増幅するためにマルチコイル３０２の近傍に設置される。

図１の天板４は、寝台（図示しない）の上面において被検体１５０の体軸方向（ｚ軸方向）にスライド自在に取り付けられる。この天板４に載置された被検体１５０をｚ軸方向に移動することにより、その撮影対象部位を撮影野の所望位置に設定する。天板移動機構部５は、例えば、寝台の端部あるいは下部に取り付けられ、制御部１６から供給される天板移動制御信号に基づき天板４を移動するための駆動信号を生成する。この駆動信号により天板４をｚ軸方向に所定速度で移動する。

画像データ生成部６は、データ記憶部６１と高速演算部６２を備える。データ記憶部６１は、位相エンコードを順次変化させることにより時系列的に収集された複数のＭＲ信号からなるＭＲデータを記憶するＭＲデータ記憶部６１１と、ＭＲデータの再構成処理によって生成された画像データを記憶する画像データ記憶部６１２を備えている。

ＭＲデータ記憶部６１１には、パイロット撮影モードにおいて時系列的に収集された複数のＭＲ信号からなる位置決め用ＭＲデータと、本撮影モードにおいて時系列的に収集された複数のＭＲ信号からなる診断用ＭＲデータが保存される。

画像データ記憶部６１２は、位置決め用ＭＲデータを再構成処理して得られた位置決め用画像データと、診断用ＭＲデータに対し再構成処理と展開処理を行なって生成された診断用画像データを保存する。尚、本撮影モードでは、ＭＲ信号の収集時間を短縮するために位相エンコードステップを間引いて収集されたＭ個の診断用ＭＲデータがＭＲデータ記憶部６１１に保存される。

画像データ生成部６の高速演算部６２は、再構成処理部６２１と展開処理部６２２を備えている。再構成処理部６２１は、ＭＲ信号記憶部６１１に保存された位置決め用ＭＲデータを読み出し、２次元フーリエ変換による画像再構成処理を行なって位置決め用画像データを生成する。また、再構成処理部６２１は、ＭＲ信号記憶部６１１に保存されたＭ個の診断用ＭＲデータを読み出し、同様の画像再構成処理を行なってＭ枚の診断用画像データを生成する。このとき生成された診断用画像データの各々には、上述した位相エンコードステップの間引きに起因する折り返りが生ずる。

展開処理部６２２は、マルチコイル３０２を構成するエレメントコイルに対する感度マップデータが予め保管されている感度マップデータ記憶部（図示しない）を備える。展開処理部６２２は、記憶した感度マップデータに基づいて、再構成処理部６２１によって生成されたＭ枚の診断用画像データを展開処理して、診断用画像データに発生していた折り返りを補正する。展開処理法については、特開２００２−３１５７３１号公報や上述した特開２００４−３２９６１３号公報等に記載されているので、説明は省略する。

表示部７は、表示データ生成回路と変換回路とモニタ（いずれも図示しない）を備える。表示部７は、画像データ生成部６において生成された位置決め用画像データや診断用画像データを表示する。パイロット撮影モードにおける位置決め用画像データの表示のために、表示部７の表示データ生成回路は、画像データ生成部６の画像データ記憶部６１２から供給される位置決め用画像データに制御部１６を介して入力部８から供給される基準撮影条件の情報を重畳して表示データを生成する。基準撮影条件は、例えば、本撮影におけるスライス断面の位置及び方向や位相エンコード方向、傾斜磁場の極性などである。

表示部７の変換回路は、予め設定された画像データ表示条件に従って、表示データ生成回路が生成した表示データを所定の表示フォーマットに変換し、Ｄ／Ａ変換後、ＣＲＴあるいは液晶パネルのモニタに表示する。

同様の手順により、基準撮影条件におけるスライス断面の方向や傾斜磁場の極性と後述の最適撮影条件におけるスライス断面の方向や傾斜磁場の極性が表示部７のモニタ上に比較表示される。

本撮影モードにおける診断用画像データの表示の場合、表示部７の表示データ生成回路が、画像データ生成部６の画像データ記憶部６１２から供給される折り返り(wraparound)補正後の診断用画像データに、制御部１６から供給される被検体情報等の付帯情報を付加して表示データを生成する。表示部７の変換回路は、この表示データに対し上述と同様の変換処理を行なってモニタに表示する。

入力部８は、制御部１６を介して表示部７と接続される。入力部８は、操作卓上に表示パネルやスイッチ、キーボード、マウス等の各種入力デバイスを備える。入力部８は、基準撮影条件の設定を行なう基準撮影条件設定機能部８１や画像データの性能優先度を選択する優先性能選択機能部８２を有している。表示パネルや入力デバイスを用いて、被検体情報の入力、パルスシーケンス等を含んだＭＲ信号収集条件の設定、画像データ生成条件及び画像データ表示条件の設定、パイロット撮影モード及び本撮影モードの選択、各種コマンド信号の入力が行なわれる。

入力部８の基準撮影条件設定機能部８１では、表示部７に表示された位置決め用画像データに対するスライス断面の設定、前記スライス断面におけるＭＲデータの収集に用いるスライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇe及び周波数エンコード傾斜磁場Ｇｒの極性の初期設定、前記スライス断面における位相エンコード方向及び周波数エンコード方向の初期設定等の基準撮影条件が設定される。

入力部８の優先性能選択機能部８２では、基準撮影条件の更新によって得られた最適撮影条件のもとで生成される画像データの性能優先度が選択される。具体的には、空間分解能を優先する分解能優先モードあるいはエコー時間（ＴＥ）／繰り返し時間（ＴＲ）を短縮することによりコントラスト分解能及び時間分解能（リアルタイム性）を優先するＴＥ／ＴＲ優先モードの選択が行われる。

撮影条件更新部９は、最大磁場強度変化率が最小となる撮影条件を検索するために、入力部８の基準撮影条件設定機能部８１によって初期設定されたスライス選択傾斜磁場Ｇｓの極性、位相エンコード傾斜磁場Ｇｅの極性及び周波数エンコード傾斜磁場Ｇｒの極性を順次更新する。若しくは、基準撮影条件におけるスライス選択傾斜磁場Ｇｓの極性、及び位相エンコード傾斜磁場Ｇｅの極性の少なくとも一方を更新する。

撮影条件更新部９は、同様にして、基準撮影条件設定機能部８１によって初期設定されたスライス断面における位相エンコード方向及び周波数エンコード方向を所定の角度間隔Δφで更新する。即ち、撮影条件更新部９は、少なくとも、基準撮影条件における所定スライス断面内の位相エンコード方向を更新する。

図４乃至図６を用いて、撮影条件更新部９にて行なわれる撮影条件の更新について説明する。図４Ａは、パイロット撮影モードにおいて生成された初期設定された基準撮影条件である。図４Ｂは、本撮影モードにおいて初期設定された基準撮影条件である。

図４Ａに示すように、基準撮影条件の設定における表示部７のモニタには、パイロット撮影モードにおいて生成された、例えば、被検体１５０のサジタル断面にて収集された位置決め用画像データＤｘと断面設定マーカＳｘが表示される。位置決め用画像データＤｘに重畳して表示された断面設定マーカＳｘを、入力部８の入力デバイスを用いて所望の位置や方向へ移動させることにより本撮影モードの基準撮影条件が設定される。即ち、断面設定マーカＳｘの垂直軸Ｚｘを体軸ｚから角度θ移動して、スライス断面の位置及び方向と位相エンコード方向及び周波数エンコード方向が設定される。

基準撮影条件におけるスライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇe及び周波数エンコード傾斜磁場Ｇｒの各極性は、初期設定されたＭＲ信号収集条件に含まれるパルスシーケンスに基づいて予め設定される。説明を簡明にするために、設定されたスライス選択傾斜磁場Ｇｓの極性Ａｓａを、図４Ａの位置決め用画像データＤｘに重畳させて示す。尚、周波数エンコード方向及び周波数エンコード傾斜磁場Ｇｒの極性は、通常、位相エンコード方向及び位相エンコード傾斜磁場Ｇｅの極性によって一義的に決定される。

図４Ｂは、断面設定マーカＳｘが設定された任意厚のスライス断面におけるオブリーク画像データＤｙと、このオブリーク画像データＤｙの収集を目的として初期設定された基準撮影条件の位相エンコード方向Ｄｅｏ及び位相エンコード傾斜磁場Ｇｅの極性Ａｅａを示している。

図５及び図６は、撮影条件更新部９によって更新された撮影条件を説明するための図である。 図５Ａは、スライス選択傾斜磁場Ｇｓの極性更新前の極性Ａｓａと、撮影条件更新部９による更新後のスライス選択傾斜磁場Ｇｓの極性Ａｓｂを示す。図５Ｂは、更新前における位相エンコード傾斜磁場Ｇｅの極性Ａｅａ及び更新後における位相エンコード傾斜磁場Ｇｅの極性Ａｅｂを示している。即ち、撮影条件更新部９は、スライス選択傾斜磁場Ｇｓの極性Ａｓａ及び位相エンコード傾斜磁場Ｇｅの極性Ａｅａの少なくとも一方を更新する。

図６は、表示部７に表示された、更新前の位相エンコード方向情報Ｄｅｏと、撮影条件更新部９による更新後の複数の位相エンコード方向情報Ｄｅ１乃至Ｄｅｎ及び前記情報に対応する複数の矩形関心領域(ROI)Dyを示している。即ち、共通の対象画像に対して複数の矩形関心領域(ROI)Dyが表示される。位相エンコード方向情報は、例えば、基準撮影条件の位相エンコード方向情報Ｄeｏを中心とした所定範囲（ＡＲ）を所定角度間隔（Δφ）で順次更新される。

この場合、位相エンコード方向情報の更新が可能な所定範囲ＡＲは、パラレルイメージング（ＰＩ）撮影の可否に依存し、ＰＦコイルユニット３０のマルチコイル３０２に設けられたエレメントコイルの配列方向等によって決定される。即ち、撮影条件更新部９は、位相エンコード方向情報若しくは矩形関心領域(ROI)をパラレルイメージング（ＰＩ）撮影に有効な角度範囲内において更新する。尚、図６では、説明を簡単にするためにｎ＝４の場合について示したが、これに限定されない。

図１の刺激インデックス算出部１０は、プログラム記憶部と演算部と比較部を備えている。刺激インデックス算出部１０のプログラム記憶部には、磁場強度変化率の算出と刺激インデックスの算出に用いられる演算用プログラムが保管されている。刺激インデックス算出部１０の演算部は、入力部８にて初期設定されたパルスシーケンスを含むＭＲ信号収集条件及び基準撮影条件に基づき、診断用ＭＲデータの収集に用いられるスライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇe及び周波数エンコード傾斜磁場Ｇｒの各々がスイッチングされる際の磁場強度変化率をプログラム記憶部に保管された演算用プログラムを用いて算出する。更に、異なる傾斜磁場のスイッチングが同時に行なわれる場合には、当該傾斜磁場の磁場強度変化率を加算合成することによって合成磁場強度変化率を算出する。

刺激インデックス算出部１０の演算部は、算出された磁場強度変化率あるいは合成磁場強度変化率とこれらの磁場強度変化率の算出に用いた傾斜磁場のスイッチング時間をプログラム記憶部に保管された演算用プログラムに入力して傾斜磁場が変化する際の刺激インデックスを算出する。

尚、上述の磁場強度変化率と傾斜磁場スイッチング時間を所定の数式に入力して刺激インデックスを算出する方法の替わりに、各種の磁場強度変化率及び傾斜磁場スイッチング時間をパラメータとして予め保管された複数の刺激インデックスの中から当該磁場強度変化率及び傾斜磁場スイッチング時間に対応した刺激インデックスを読み出す方法を用いてもよい。

刺激インデックス算出部１０の比較部は、パルスシーケンスの複数からなる傾斜磁場スイッチング時相の各々にて算出された刺激インデックスを比較することによって最大刺激インデックスを抽出する。

刺激インデックス算出部１０は、撮影条件更新部９において更新されるスライス選択傾斜磁場Ｇｓ及び位相エンコード傾斜磁場Ｇｅの極性情報に基づいて、磁場強度変化率及び刺激インデックスの算出と最大刺激インデックスの抽出を上述と同様の手順で繰り返し行ない、最大刺激インデックスが最小となるスライス選択傾斜磁場Ｇｓの極性と位相エンコード傾斜磁場Ｇeの極性の組み合わせを検索する。

刺激インデックス算出部１０は、更に、最大刺激インデックスが最小となる傾斜磁場の極性を暫定的に設定した状態で、撮影条件更新部９において順次更新される位相エンコード方向の情報に基づき刺激インデックスの算出と最大刺激インデックスの抽出を繰り返し行ない、最大刺激インデックスが最小となる位相エンコード方向を検索する。

即ち、入力部８において予め設定された基準撮影条件は、上述の方法によって検索された最大刺激インデックスが最小となるスライス選択傾斜磁場Ｇｓ及び位相エンコード傾斜磁場Ｇｅの極性と位相エンコード方向を有する最適撮影条件によって更新される。この最適撮影条件に基づいて本撮影モードにおける診断用ＭＲデータの収集が行なわれる。このとき更新された最適撮影条件は、基準撮影条件と共に必要に応じて表示部７のモニタに表示される。

勿論、刺激インデックス算出部１０が検索した複数の位相エンコード方向情報の候補を表示部７のモニタに表示して、オペレータが適切な撮影条件を選択することもできる。即ち、図６に示した複数の位相エンコード方向情報、若しくは複数の矩形関心領域(ROI)Dyの中から所望の位相エンコード方向情報、若しくは矩形関心領域(ROI)Dyの中から所望の方向情報、若しくは矩形関心領域(ROI)が選択可能になる。

制御部１６は、主制御部１６１、シーケンス制御部１６２及び天板移動制御部１６３を備える。主制御部１６１は、中央処理ユニット（ＣＰＵ）と記憶回路を備え、ＭＲＩ装置２００を統括して制御する機能部を有している。主制御部１６１の記憶回路には、入力部８にて入力／設定／選択された被検体情報、ＭＲ信号の収集条件、画像データの生成条件及び表示条件、基準撮影条件、撮影モード、優先性能等の情報や刺激インデックス算出部１０から供給される最適撮影条件の情報が保存される。

主制御部１６１のＣＰＵは、入力部８において設定／選択されたＭＲ信号収集条件や優先性能、更に、刺激インデックス算出部１０から供給される最適撮影条件に基づき傾斜磁場コイル２１やＲＦコイルユニット３０に供給するパルス電流の大きさ、極性、供給時間、供給タイミング等の各データを設定する。主制御部１６１のＣＰＵは、更に、前記設定したデータをシーケンス制御部１６２へ供給することによりＭＲ信号の収集を行なう。

入力部８の優先性能選択機能部８２において分解能優先モードが選択された場合、基準撮影条件の更新によって得られた最適撮影条件のもとで画像データの空間分解能が最良となるＭＲイメージング処理が行なわれる。

一方、優先モード選択機能部８２においてエコー時間（ＴＥ）／繰り返し時間（ＴＲ）優先モードが選択された場合、前記最適撮影条件のもとでＴＥ／ＴＲを短縮することにより、画像データのコントラスト分解能や時間分解能（リアルタイム性）が最良となるＭＲイメージング処理が行なわれる。

シーケンス制御部１６２も、ＣＰＵと記憶回路を備える。主制御部１６１から供給される設定情報を記憶回路に記憶した後、これらの設定情報に基づいてシーケンス制御信号を生成し、傾斜磁場発生部２の傾斜磁場電源２２や送受信部３を制御する。天板移動制御部１６３は、入力部８から主制御部１６１を介して供給される信号に基づいて天板移動制御信号を生成し天板移動機構部５へ供給する。

図７は、高速撮影法の１つであるSteady State Free Precession（ＳＳＦＰ）法のパルスシーケンスである。ＳＳＦＰ法を、例にして、磁場強度変化率の算出について説明する。この方法によれば、非常に短い繰り返し時間（ＴＲ）の条件下で定常状態（steady state）を成立させることができるため、高速撮影が可能となる。

ＲＦパルスは、ＲＦコイルユニット３０が被検体１５０に対して照射する信号である。スライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇｅ、周波数エンコード傾斜磁場Ｇｒは、傾斜磁場コイル２１から被検体１５０に印加される。ＭＲ信号は、受信コイル３３が検出した被検体１５０の信号である。

時刻ｔ１ｒ、ｔ２ｒ、・・・・に示されたＲＦパルスは、被検体１５０組織の原子核スピンのフリップ角をα度だけ回転させるために必要なエネルギーを前記原子核スピンに供給する。エコー時間（ＴＥ）は、フリップ角α度のＲＦパルスの照射からＭＲ信号が検出されるまでの時間である。繰り返し時間（ＴＲ）は、時刻ｔ１ｒの第１のＲＦパルスから時刻ｔ２ｒの第２のＲＦパルスまでの時間を示している。スライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇe及び周波数エンコード傾斜磁場Ｇｒの極性は、初期設定されたＭＲ信号収集条件におけるＳＳＦＰ法のパルスシーケンスに基づいている。

この実施例では、例えば、時刻ｔ１ｒにおけるフリップ角α度のＲＦパルスの照射に後続する時刻ｔ１１、ｔ１２、ｔ１３及びｔ１４の各々において、スライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇｅ及び周波数エンコード傾斜磁場Ｇｒの各々がスイッチングされる。同様にして、時刻ｔ２ｒにおけるフリップ角α度のＲＦパルスに後続する時刻ｔ２１、ｔ２２、ｔ２３及びｔ２４の各々において、各傾斜磁場がスイッチングされる。

スライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇｅ及び周波数エンコード傾斜磁場Ｇｒが同時にスイッチング動作する場合には、夫々の傾斜磁場における磁場強度変化率(dB/dt)は加算合成される。合成された磁場強度変化率に基づいて被検体１５０に渦電流が発生する。本発明は、ＭＲＩ装置の渦電流の安全についての国際基準に合致する撮影条件を、短時間で効率的に検索、選択するものである。

図８は、本実施例における撮影条件の更新手順を示すフローチャートである。ＭＲＩ装置２００の操作者は、被検体１５０のパイロット撮影に先立ち、入力部８にて天板移動指示信号を入力し、被検体１５０の診断対象部位がガントリ中央部の撮影部に位置するように天板４を体軸方向（ｚ軸方向）に移動する。更に、入力部８にて、被検体情報の入力、ＳＳＦＰ法のパルスシーケンスを含むＭＲ信号収集条件の設定、画像データ生成条件及び画像データ表示条件の設定が行なわれる。これらの入力情報や設定情報は主制御部１６１に備えられた記憶回路に保存される（ステップＳ１）。

初期設定が完了すると、操作者は、入力部８において位置決め用画像データの収集を目的としたパイロット撮影モードを選択した後撮影開始コマンドを入力する。コマンド信号が制御部１６の主制御部１６１に供給されることによりＳＳＦＰ法が適用されたパイロット撮影が開始され、このとき得られた位置決め用画像データは表示部７のモニタに表示される（ステップＳ２）。

表示部７に表示される位置決め用画像データを観察した操作者は、この位置決め用画像データに重畳表示されている断面設定マーカを入力部８に備えられた入力デバイスを用いて所望の位置や方向へ移動させることにより本撮影モードの基準撮影条件（即ち、スライス断面の位置及び方向や位相エンコード方向）が設定される。これらの設定情報も主制御部１６１の記憶回路に保存される（ステップＳ３）。

刺激インデックス算出部１０の演算部は、入力部８にて初期設定されたＳＳＦＰ法のパルスシーケンス情報を含むＭＲ信号収集条件及びステップＳ３において設定された基準撮影条件に基づき、診断用ＭＲデータの収集に用いられるスライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇe及び周波数エンコード傾斜磁場Ｇｒの各々が所定の速度でスイッチングされる際の磁場強度変化率を自己のプログラム記憶部に保管された演算用プログラムを用いて算出する。更に、異なる傾斜磁場のスイッチングが同時に行なわれる場合には、当該傾斜磁場の磁場強度変化率を加算合成することにより合成磁場強度変化率を算出する。

次いで、刺激インデックス算出部１０の演算部は、算出された磁場強度変化率あるいは合成磁場強度変化率とこれらの磁場強度変化率の算出に用いた傾斜磁場のスイッチング時間を、プログラム記憶部に保管された演算用プログラムに入力して傾斜磁場が変化する際の刺激インデックスを算出する（ステップＳ４）。

一方、刺激インデックス算出部１０の比較部は、ＳＳＦＰ法のパルスシーケンスにおける複数の傾斜磁場スイッチング時相で算出された刺激インデックスを比較することによって最大刺激インデックスを抽出する（ステップＳ５）。

撮影条件更新部９は、最大刺激インデックスが最小となる最適撮影条件を検索するために、入力部８の基準撮影条件設定機能部８１によって初期設定されたスライス選択傾斜磁場Ｇｓ及び位相エンコード傾斜磁場Ｇｅの極性を順次更新し、刺激インデックス算出部１０の演算部及び比較部は、更新された傾斜磁場の極性の組み合わせに対して刺激インデックスの算出と最大刺激インデックスの抽出を繰り返し行なう（ステップＳ４乃至ステップＳ６）。

撮影条件更新部９は、更に、入力部８の基準撮影条件設定機能部８１によって初期設定された位相エンコード方向を順次更新する。刺激インデックス算出部１０の演算部及び比較部は、更新された位相エンコード方向の各々に対して刺激インデックスの算出と最大刺激インデックスの抽出を繰り返す（ステップＳ４乃至ステップＳ７）。

傾斜磁場の極性及び位相エンコード方向を順次更新することによって、収集した複数からなる最大刺激インデックスの中から最小の最大刺激インデックスを検索し、この最大刺激インデックスが得られる傾斜磁場の極性及び位相エンコード方向を最適撮影条件として設定する。得られた最適撮影条件により主制御部１６１の記憶回路に保存されている基準撮影条件を更新する（ステップＳ８）。

次いで、入力部８から供給される本撮影モードの開始コマンド信号を受信した主制御部１６１は、予め設定されたＭＲ信号生成条件や更新された最適撮影条件を自己の記憶回路から読み出し、これらの情報に基づいてＳＳＦＰ法を適用した本撮影モードにおける画像データの生成と表示を行なう（ステップＳ９）。

本発明の実施例によれば、被検体に印加された磁場の時間的変化に伴って発生する渦電流を許容レベル以下に抑えた状態で所望画像データの収集が可能な撮影条件を容易かつ短時間で設定することができる。このため検査効率が改善され、被検体や操作者の負担が軽減される。

特に、本発明の実施例によれば、分解能優先モードあるいはＴＥ／ＴＲ優先モードの選択機能部を備えることにより、最大刺激インデックスが最小となる最適撮影条件のもとで空間分解能に優れた画像データあるいはコントラスト分解能や時間分解能に優れた画像データの収集を容易に行なうことができる。

更に、本撮影モードにおいてＰＩ撮影法が適用された場合、所望の倍速率を有する画像データの収集が可能な位相エンコード方向の範囲内で最大刺激インデックスが最小となる最適撮影条件の位相エンコード方向が設定される。このため、磁場強度変化の影響を軽減させた状態で有効なＰＩ撮影を行なうことができる。

本発明の実施例では、パラレルイメージング（ＰＩ）法を適用した高速撮影法における最適撮影条件の設定について述べたが、これに限定されない。又、本発明の実施例では、ＳＳＦＰ法が適用された高速撮影法における最適撮影条件の設定について述べたが、ＦＳＥ（高速ＳＥ）法やエコープラナーイメージング（ＥＰＩ）法等の他の高速撮影法あるいはＳＥ法やＦＥ法等の通常の撮影法であっても構わない。

本発明の実施例におけるパイロット撮影モードでは、本撮影モードと同一の撮影法（即ち、ＳＳＦＰ法）を用いて位置決め用画像データを生成した。勿論、パイロット撮影モードと本撮影モードとで異なる撮影法を適用してもよい。

本発明の実施例における最適撮影条件への更新では、先ず、スライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇｅ及び周波数エンコード傾斜磁場Ｇｒの極性を順次更新することによって最大磁場強度変化率が最小となる最適な極性の組み合わせを検索する。更に、位相エンコード方向を順次更新することによって最大磁場強度変化率が最小となる最適な位相エンコード方向を検索する。

勿論、最適な位相エンコード方向の検索は必要に応じて行なってもよい。この最適な位相エンコード方向の検索は入力部８から供給される指示信号に基づいて行なわれる。特に、ＰＩ撮影法が適用されたＭＲＩ撮影における位相エンコード方向の更新は高速撮影の倍速率を決定する展開効率に影響を与えるため、その適用範囲を限定して用いることが望ましい。位相エンコード方向の更新範囲に制約を設けることによって磁場強度変化率の算出に要する時間を短縮することができる。

実施例では、傾斜磁場の極性や位相エンコード方向を更新することによって最大刺激インデックスが最小となる最適撮影条件を設定した。勿論、他の撮影パラメータを更新することによって最適撮影条件を設定してもよい。又、周波数エンコード方向は、位相エンコード方向の更新に伴って更新される場合について述べた。これも、位相エンコード方向の更新と独立させて更新してもよい。

実施例では、磁場強度変化率と傾斜磁場スイッチング時間を所定の数式に代入して刺激インデックスを算出する場合について述べた。各種の磁場強度変化率及び傾斜磁場スイッチング時間をパラメータとして予め保管された複数の刺激インデックスの中から当該磁場強度変化率及び傾斜磁場スイッチング時間に対応した刺激インデックスを読み出すことも可能である。

１‥静磁場発生部１、２‥傾斜磁場発生部２、３‥送受信部、４‥天板、
５‥天板移動機構部、６‥画像データ生成部、７‥表示部、８‥入力部、
９‥撮影条件更新部、１０‥刺激インデックス算出部、１１‥主磁石、
１２‥静磁場電源、１６‥制御部、２１‥傾斜磁場コイル、２２‥傾斜磁場電源、
３０‥ＲＦコイルユニット、
６１‥データ記憶部、６１１‥ＭＲデータ記憶部、６１２‥画像データ記憶部、
６２‥高速演算部、６２１‥再構成処理部、６２２‥展開処理部、
１６１‥主制御部、１６２‥シーケンス制御部、１６３‥天板移動制御部、

Claims (17)

1. 静磁場及び複数の傾斜磁場が印加された被検体に対して高周波パルスを照射し、前記被検体から発生する磁気共鳴信号に基づいて画像データを生成する磁気共鳴イメージング装置において、
   前記被検体に対して予め設定された前記複数の傾斜磁場の基準撮影条件を更新する撮影条件更新ユニットと、
   更新された基準撮影条件の各々における前記複数の傾斜磁場の刺激インデックスを算出し、算出した刺激インデックスに基づいて前記複数の傾斜磁場の好適な基準撮影条件を検索する刺激インデックス算出ユニットと、
   前記検索された好適な基準撮影条件に基づいて、前記被検体に対する磁気共鳴イメージング制御を行なう制御ユニットと、
   を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記撮影条件更新ユニットは、前記複数の傾斜磁場の基準撮影条件におけるスライス選択傾斜磁場及び位相エンコード傾斜磁場の少なくとも一方の極性を更新することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記撮影条件更新ユニットは、少なくとも、前記複数の傾斜磁場の基準撮影条件における所定スライス断面内の位相エンコード方向情報を更新することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記撮影条件更新ユニットは、前記位相エンコード方向情報をパラレルイメージングに有効な角度範囲内において更新することを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記刺激インデックス算出ユニットは、前記更新された傾斜磁場の基準撮影条件の各々におけるスライス選択傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場及び周波数エンコード傾斜磁場の磁場強度変化率、あるいは、パルスシーケンスの同一時相における前記磁場強度変化率を合成して得られた合成磁場強度変化率と傾斜磁場のスイッチング時間に基づいて前記刺激インデックスを算出することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記刺激インデックス算出ユニットは、前記更新された傾斜磁場の基準撮影条件の各々に対して算出されたパルスシーケンスの全時相における前記刺激インデックスの最大値が最小となる基準撮影条件を前記好適な傾斜磁場の基準撮影条件として検索することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 基準撮影条件設定ユニットを更に備え、
   前記基準撮影条件設定ユニットは、パイロット撮影モードにて収集した前記被検体の位置決め用画像データを用いて診断用画像データの収集を目的とした本撮影モードに対する前記傾斜磁場の基準撮影条件を設定することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記制御ユニットは、検索された前記傾斜磁場の基準撮影条件に基づいて空間分解能を優先させた磁気共鳴イメージングを行なうことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記制御ユニットは、検索された前記傾斜磁場の基準撮影条件に基づいてエコー時間や繰り返し時間等の時間パラメータを優先させた磁気共鳴イメージングを行なうことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記制御ユニットは、前記エコー時間や前記繰り返し時間等の時間パラメータを短縮させることによってコントラスト分解能あるいは時間分解能を優先させた磁気共鳴イメージングを行なうことを特徴とする請求項９に記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 前記刺激インデックス算出ユニットは、磁場強度変化率(dB/dt)が最小となる傾斜磁場の基準撮影条件を検索することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
12. 前記制御ユニットは、前記刺激インデックス算出ユニットで検索された磁場強度変化率(dB/dt)の所定値の範囲で、前記傾斜磁場の基準撮影条件のスライス断面厚若しくは空間分解能を最小にすることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
13. 前記制御ユニットは、前記刺激インデックス算出ユニットで検索された磁場強度変化率(dB/dt)を、時間分解能が最大になるように制御することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
14. 表示ユニットを更に備え、
    前記表示ユニットに、前記刺激インデックス算出ユニットが検索した複数の傾斜磁場の基準撮影条件を表示して、前記傾斜磁場の好適な基準撮影条件を選択できるようにしたことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
15. 前記表示ユニットは、角度の異なる複数の位相エンコード方向情報若しくは複数の矩形関心領域(ROI)を表示し、前記複数の位相エンコード方向情報、若しくは複数の矩形関心領域(ROI)の中から所望の位相エンコード方向情報、若しくは矩形関心領域(ROI)を選択可能にしたことを特徴とする請求項１４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
16. 前記画像データの収集は、任意方向のオブリーク断面で撮影されることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
17. 静磁場及び複数の傾斜磁場が印加された被検体に対して高周波パルスを照射し、前記被検体から発生する磁気共鳴信号に基づいて画像データを生成する磁気共鳴イメージング方法であって、
    前記被検体に対して予め設定された前記複数の傾斜磁場の基準撮影条件を更新し、
    更新された基準撮影条件毎に前記複数の傾斜磁場の刺激インデックスを算出し、
    算出された刺激インデックスに基づいて前記複数の傾斜磁場の好適な撮影条件を検索し、
    前記検索された好適な撮影条件に基づいて前記被検体に対する磁気共鳴イメージング制御を行なう
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。

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