JP5684363B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明は医用画像診断装置に使用される磁気共鳴イメージング装置に関するもので、より詳細には、磁気共鳴イメージング装置による心臓冠動脈撮像に使用されるものである。

近年の画像診断装置の進展は、臨床現場に於いて心臓検査を実施できるまでに進んできた。磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）に於いては、シネ撮像、遅延造影、負荷心筋パフュージョン撮像等が適用可能になってきている。しかしながら、その進展にもかかわらず、冠動脈撮像は、画質の点や安定性の面で依然として技術的なハードルの高い撮像のままである。これは、冠動脈が細く走行が複雑であること、心臓の動きが複雑で患者によって異なること、等の難点が多数あり、高空間分解能・高時間分解能が必要とされるためである。そのため、患者のセッティングから撮影条件の設定、磁場不均一性等の調整等、それぞれに高度の技術が要求されてきた。

最近、ＭＲＩによる冠動脈撮像は、バランスされたＳＳＦＰ（Ｓｔｅａｄｙ−ｓｔａｔｅ Ｆｒｅｅ Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ）シーケンスを用いて、呼吸ナビゲータ追尾を併用して心臓全体をカバーする方法が提案されている（例えば、下記非特許文献１、非特許文献２参照）。

こうした方法では、セグメント分割により１心拍同期あたりのデータ収集時間が約１００ｍｓと短いため、そのデータ収集期間を冠動脈の静止している心時相にきちんと合わせる必要がある。このため、冠動脈の静止している心時相を求めるために、従来は、心臓シネ撮像を冠動脈撮像に先立って実施しておき、その画像データを注意部深く観察することを行っていた。その際、右冠動脈と左冠動脈を、共に観察することが必要である。

Ｗｅｂｅｒら、Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ＩｎＲｅｓｏｎａｎｃｅ誌、５０、１２２３−１２２８、２００３ 佐久間ら、映像情報ＭＥＤＩＣＡＬ誌、Ｖｏｌ．３６、Ｎｏ．１０

しかしながら、多くの場合、右冠動脈と左冠動脈の静止時相は異なるうえ、時間幅も異なる。このため、操作者は、シネ画像をより注意深く観察する必要がある。このため、実際の冠動脈撮像を行う前に多くの時間を要することになり、検査のスループットを低下させる要因になっていた。また、検査時間が長くなることで、患者の疲れも増し、結果として心電図や呼吸パターンが不安定になるために画質の低下を招く要因になっていた。

したがって、本発明は前記実情に鑑みてなされたもので、その目的は、冠動脈が静止、或いは動きが少ない期間を容易に、且つ、正確に求めることのできる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。

本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、１枚分のデータ収集をセグメント分割し、各分割されたデータ収集を時系列的に繰り返すことにより、被検体の対象部位の時系列画像を、前記被検体の心電図と同期して収集するシネ画像撮像手段と、前記時系列画像の特徴部分を検出する特徴部検出手段と、前記特徴部分の動き特性値を解析する動き解析手段と、前記動き特性値に基づいて特定の時相に関する情報を抽出する抽出手段と、前記特定の時相に関する情報に基づいて、前記時系列画像の収集後に実行される撮影の撮影条件を設定する条件設定手段と、前記撮影条件にて、前記被検体の心電図と同期して、前記時系列画像の撮像とは異なる撮像を行う撮像手段と、を具備することを特徴とする。

本発明によれば、冠動脈が静止、或いは動きが少ない期間を容易に、且つ、正確に求めることのできる磁気共鳴イメージング装置を提供することができる。

（ａ）は本発明の第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の基本構成を示すブロック図、（ｂ）は本発明の第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の基本構成を示すブロック図である。 本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成を示したブロック図である。 本発明の第１の実施形態に於けるＭＲＩ装置の動作について説明するためのフローチャートである。 心臓のシネ画像の例を示したもので、（ａ）は元画像を示した図、（ｂ）は２値化画像を示した図である。 右冠動脈に対して動き特性値Ｐi を計算したデータを示したグラフである。 本発明の第２の実施形態に於けるＭＲＩ装置の動作について説明するためのフローチャートである。

以下、図面を参照して、本発明の実施形態について説明する。

（第１の実施形態）
図１（ａ）は、本発明の第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置と略記する）の基本構成を示すブロック図である。

図１（ａ）に於いて、このＭＲＩ装置は、対象部位（被検体Ｐ）の時系列画像を収集し再構成するためのシネ画像撮像部１と、前記時系列画像の特徴部分を検出する特徴部検出部２と、該特徴部分の動き特性値を解析する動き解析部３と、該動き特性値に基づいて特定の時系列画像を抽出する抽出部４とから構成される。

このような構成に於いて、シネ画像撮像部１では、対象部位である被検体Ｐから時系列画像を収集して再構成が行われる。そして、特徴部検出部２では、前記シネ画像撮像部１で収集された時系列画像の特徴部分、例えば被検体Ｐの心臓の特定部位が検出される。ここで検出された心臓の特定部位の変位及びその特徴量が、動き特性値として動き解析部３で求められる。そして、抽出部４にて、前記動き特性値に基づいて特定の時系列画像が抽出される。

図２は、本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成を示したブロック図である。

このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載置する寝台部と、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、被検体Ｐに息止めを指令するための息止め指令部とを備えている。

前記静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石（静磁場磁石）１１と、この磁石１１に電流を供給する静磁場電源１２とを含み、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。尚、この磁石部にはシムコイル２４が設けられている。このシムコイル２４には、後述するホスト計算機１６の制御下で、シムコイル電源２５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を載置した天板を磁石１１の開口部に退避可能に挿入することができる。

傾斜磁場発生部は、傾斜磁場コイルユニット１３を含んでいる。この傾斜磁場コイルユニット１３は、互いに直交するＸ、Ｙ及びＺ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組のコイル１３ｘ、コイル１３ｙ、コイル１３ｚを備えている。傾斜磁場発生部はまた、コイル１３ｘ〜１３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源１４を含んでいる。この傾斜磁場電源１４は、後述するシーケンサ１５の制御の下、傾斜磁場を発生させるためのパルス電流をコイル１３ｘ〜１３ｚに供給する。

傾斜磁場電源１４からコイル１３ｘ〜１３ｚに供給されるパルス電流を調整することにより、物理軸であるＸ、Ｙ、Ｚ方向の各軸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、及び読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒの、各論理軸方向を任意に設定することができる。スライス方向、位相エンコード方向及び読出し方向の各傾斜磁場は、静磁場Ｈ0 に重畳される。

送受信部は、磁石１１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１７と、このＲＦコイル１７に接続された送信器１８Ｔ及び受信器１８Ｒとを含む。送信器１８Ｔ及び受信器１８Ｒは、後述するシーケンサ１５の制御の下で動作する。送信器１８Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を起こさせるためのラーモア周波数のＲＦパルスをＲＦコイル１７に供給する。受信器１８Ｒは、ＲＦコイル１７が受信したエコー信号（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、フィルタリング等の各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してエコー信号に応じたデジタル量のエコーデータ（原データ）を生成する。

制御・演算部は、シーケンサ（シーケンスコントローラとも称される）１５、ホスト計算機１６、演算ユニット２０、記憶ユニット２１、表示器２２、入力器２３及び音声発生器２６を含む。このうち、ホスト計算機１６は、記憶したソフトウエア手順により、シーケンサ１５にパルスシーケンス情報を指令すると共に、この装置全体の動作を統括する機能を有している。

ホスト計算機１６は、位置決め用スキャン等の準備作業に引き続いて、イメージングスキャンを実施する。イメージングスキャンは、画像再構成に必要なエコーデータの組を収集するスキャンであり、ここでは２次元スキャンに設定されている。イメージングスキャンは、ＥＣＧ信号に依るＥＣＧゲート法を併用して行うことができる。尚、このＥＣＧゲート法は場合によっては併用しなくても良い。

シーケンサ１５は、図示されないがＣＰＵ及びメモリを備えており、ホスト計算機１６から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報に従って傾斜磁場電源１４、送信器１８Ｔ及び受信器１８Ｒのそれぞれの動作を制御すると共に、受信器１８Ｒが出力したエコーデータを一旦入力し、これを演算ユニット２０に転送する。パルスシーケンス情報は、一連のパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源１４、送信器１８Ｔ及び受信器１８Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばコイル１３ｘ〜１３ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミング等に関する情報を含んでいる。

演算ユニット２０は、受信器１８Ｒが出力したエコーデータを、シーケンサ１５を介して入力する。演算ユニット２０は、その内部メモリ上のフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも称される）にエコーデータを配置し、このエコーデータを各組毎に２次元または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。

記憶ユニット２１は、再構成された画像データのみならず、前述した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２２は、ホスト計算機１６の制御の下に画像を表示する。入力器２３を介して、術者が希望する撮影条件、パルスシーケンス、画像合成や差分演算に関する情報をホスト計算機１６に入力することができる。

また、このＭＲＩ装置は、息止め指令部の一要素として音声発生器２６を備えている。

この音声発生器２６は、ホスト計算機１６から指令の下に、息止め開始及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。

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２７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１６及びシーケンサ１５に出力するＥＣＧユニット２８とを含んでいる。心電計測部による計測信号は、イメージングスキャンを実行するときにシーケンサ１５により用いられる。これにより、ＥＣＧゲート法（心電同期法）による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ＥＣＧゲート法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。

次に、以上のように構成されたＭＲＩ装置の動作について、図３のフローチャートを参照して説明する。

本シーケンスが開始されると、先ず、ステップＳ１にて、シネ画像撮像部１により対象部位の時系列画像を収集して再構成するシネ画像撮像が実行される。例えば、ＭＲＩ装置に於いては、以下のとおりに実現される。すなわち、静磁場磁石１１によって撮像対象物の核磁気スピンが磁化され、ＲＦ送信コイルからＲＦ磁場が印加されて核磁気共鳴現象が発生される。このとき発生する共鳴信号を、ＲＦ受信コイルにて検出する。

撮像するために、つまり受信信号に空間情報を付与するために、傾斜磁場コイルユニット３はＲＦ送受信タイミングに同期してパルス状に駆動され、これにより静磁場磁石１１内に傾斜磁場が生成される。そして、ＲＦ磁場や傾斜磁場の印加と受信とが所定のタイミングで実行されることが記述された制御情報が、ホスト計算機１６で作成され、シーケンサ１５へ送られる。

前記空間情報が付与された受信信号は、再構成装置（演算ユニット２０）に於いて画像再構成される。シネ撮像をするために、同一断面の撮像が時系列的に繰り返される。心臓等、動きの大きな部位を高時間分解能でシネ撮像する場合には、１枚分のデータ収集がセグメント分割され、各分割されたデータ収集が時系列に繰り返される。これらの結果、時系列情報を有するシネ画像が得られる。

例えば、心臓冠動脈撮像を目的とする場合、シネ撮像断面は左右の冠動脈が一枚の画像上で識別できるような断面（例えば四腔断面）であることが多い。シネ撮像に用いられるパルスシーケンスとして、バランスされたＳＳＦＰ法がしばしば用いられ、冠動脈及び脂肪の信号強度が高く、冠動脈と脂肪との境界では信号強度が低く描出される。

四腔断面では冠動脈が断面を貫く方向に走行していることが多いので、右冠動脈は時系列画像上で黒い縁取りを有する円形状を有している。左冠動脈も黒い縁取りで囲まれて描出されることが大抵であるが、円形からずれることもある。いずれにせよ、冠動脈は低信号領域の縁取りを有する高信号領域で描出される。

次に、ステップＳ２では、前述したステップＳ１で得られた時系列画像の各画像に於いて、特徴部分が検出される。心臓冠動脈撮像の場合に、時系列画像にて冠動脈が縁取りを有する領域であることを利用し、特徴部分は冠動脈自体に相当する。ＥＣＧユニット２８、シーケンサ１５等では、冠動脈を検出するために、時系列画像の各画像の信号強度が２値化されて、２値化画像が作成される。この２値化画像に於いて、微小な閉ループ構造が抽出される。心臓の時系列画像が２値化された場合、閉ループ構造が複数発生するため、冠動脈由来の閉ループ構造を確実に検出する必要がある。

このための方法は２つある。第１の方法は、閉ループ構造の大きさの上限を仮定し、その上限以下であるような閉ループを冠動脈由来とする方法である。これは、対象が心臓の場合、小さい閉ループ構造は血管しかあり得ないことから検出される。第２の方法は、予め冠動脈があると想定される領域を限定しておき、その領域内に存在する閉ループ構造を冠動脈由来とする方法である。限定される領域は、装置側で指定されるものでも術者により指定されるものでも良い。また、これらの２つの方法は、組み合わせることも可能であり、その場合には冠動脈を検出する精度は更に向上する。

但し、前述した特徴部分としては必ずしも冠動脈が検出されるものでなくとも良く、特定部位を表すものであればその限りではない。

図４は心臓のシネ画像の例を示したもので、（ａ）は元画像を示した図、（ｂ）は２値化画像を示した図である。尚、図中の矢印で示されている白丸の部分は冠動脈である。

次に、ステップＳ３では、検出された特徴部の動き特性値が解析される。解析方法は以下のように実行される。先ず、検出された特徴部の画像上に於ける重心位置が求められる。時系列画像の全てについて求められた重心位置を、
（Ｘ_i ，Ｙ_i ） （ｉ＝１，２，…，Ｎ；Ｎは時系列画像の数）
とおく。また、動き特性値Ｐ_i を以下のように定義する。
Ｐ_i ＝√｛（Ｘ_i −Ｘ_i-1 ）² ＋（Ｙ_i −Ｙ_i-1 ）²
（ｉ＝１，２，…，Ｎ−１）
Ｐ_i は時系列画像のフレーム間で重心位置がどの程度をずれたかを示す量である。フレーム間で特徴部のずれ量が大きければＰ_i は大きい値になり、ずれ量が小さければＰ_i は小さい値になる。

図５は、右冠動脈に対して動き特性値Ｐ_i を計算したデータを示したグラフである。

拡張期後半にて心臓の動きは小さくなるが、Ｐ_i は定量的に端的に止まっている時相を示している。動き特性値としては、別の値も定義可能であり、例えば、次式で示すような定義もある。

Ｑ_i,k ＝√｛（Ｘ_i −Ｘ_k ）² ＋（Ｙ_i −Ｙ_k ）²
（ｉ＝１，２，…，Ｎ−１；１≦ｋ≦Ｎ）
Ｑ^i,k は、時系列画像のｋ番目の画像を基準にしたずれ量に相当する。

動き特性値は、前述した２種類の他にも、相互相関を利用した定義等が考えられる。

最後に、ステップＳ４にて、前述した動き特性値に基づいて特定の時系列画像が抽出される。心臓冠動脈撮像の場合には、冠動脈がほとんど動かない時相を知ることが重要である。したがって、前記動き特性値Ｐ_i を利用し、Ｐ_i の値がゼロに近い値Ｐ_limit 以下であるようなｉ番目の画像を選択すればよい。Ｐ_limit は動きの許容値に相当し、この値を抽出部４の内部設定値としても良いし、操作者が指定可能としても良い。抽出された画像は、時系列画像の表示器２２にて選択的に表示させたり、付帯情報に識別情報を加える。こうすることで、術者が抽出結果を容易に判断することができる。

次に、本発明の第１の実施形態の変形例について説明する。

前述した動き特性値に基づいて画像を抽出する場合には、以下に述べる変形例のようにすることも有益である。

第１の変形例による抽出法では、Ｐ_i をＰ_limit に対する大小で判断したときに、抽出された複数画像が時系列方向に散在した場合に対処する。この場合、散在して抽出された画像に挟まれ、且つ、抽出されなかった画像も抽出する対象に加える。或いは、散在して抽出された画像に挟まれ、且つ、抽出されなかった画像にてＰ_i が
Ｐ_i ＜（１＋α）Ｐ_limit （αは小さな正の値）
を満たす場合に、その画像を抽出する対象に加える。このようにすることで、計算誤差で抽出されなかった画像を抽出対象に加えることができ、動きに関して特性の似た連続画像を安定して抽出することが可能になる。

次に、本発明の第１の実施形態の第２の変形例を説明する。

本第２の変形例では、特徴部検出部２により複数の特徴部を検出する。心臓冠動脈撮像では、例えば、右冠動脈と左冠動脈を特徴部として検出する。更に、動き特性値Ｒ_i は次式で与えられる。
Ｒ_i ＝（Π_i √｛（Ｘ_{j i} −Ｘ_{j i-1} ）²
＋（Ｙ_{j i} −Ｙj _i-1 ）²｝）1/M
（ｉ＝１，２，…，Ｎ−１ Ｎは時系列画像の数）
（ｊ＝１，２，…，Ｍ Ｍは検出した特徴部の数）
（Π_j はｊ＝１，２，…，Ｍの積を表す）
この特性値Ｒ_i を使って抽出部４を実行することにより、複数の特徴部が共に静止しているような画像を抽出することが可能となる。もちろん、このＲ_i は共に静止しているような場合であって、Ｒ_i の定義を工夫することにより、特徴部の動きパターンに応じた抽出判断が実現される。

以上述べたように、本実施形態により、時系列画像のうちで動きに関して特性の似た画像を抽出することができる。したがって、心臓冠動脈撮像の場合に求められるように、冠動脈の動きの少ない時相をすばやく確実に捉えることが可能になり、冠動脈撮像の画質を向上させることが可能となる。

尚、前述した実施形態では、心臓冠動脈撮像の場合には、冠動脈がほとんど動かない時相としているが、この時相は１つに限られるものではない。例えば、ある一定期間に於いて２つの時相について得られるものであっても良い。

（第２の実施形態）
次に、本発明の第２の実施形態について説明する。

図１（ｂ）は、本発明の第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置
）の基本構成を示すブロック図である。

尚、本第２の実施形態に於いて、ＭＲＩ装置の基本的な構成及び動作については、図１（ａ）に示される第１の実施形態のＭＲＩ装置の構成及び動作と同じであるので、同一の部分には同一の参照番号を付して、その図示及び説明を省略し、異なる部分についてのみ説明する。

図１（ｂ）に於いて、このＭＲＩ装置は、シネ画像撮像部１と、特徴部検出部２と、動き解析部３と、抽出部４と、この抽出部４で抽出された特定の時系列画像について冠動脈撮影の同期や撮影条件の設定を行うための条件設定部５と、この条件設定部５で設定された撮影条件にて撮像を行う撮像部６とから構成される。

このような構成に於いて、シネ画像撮像部１では、対象部位である被検体Ｐから時系列画像を収集して再構成が行われる。そして、特徴部検出部２では、前記シネ画像撮像部１で収集された時系列画像の特徴部分、例えば被検体Ｐの心臓の特定部位が検出される。ここで検出された心臓の特定部位の変位及びその特徴量が、動き特性値として動き解析部３で求められる。抽出部４では、前記動き特性値に基づいて特定の時系列画像が抽出される。

そして、この抽出部４で抽出された特定の時系列画像や付帯情報から、条件設定部５にて冠動脈撮影の同期や撮影条件の設定が行われる。この条件設定部５で設定された撮影条件等に基づいて、撮像部６により必要な心時相の撮像が行われる。

次に、図６のフローチャートを参照して、第２の実施形態によるＭＲＩ装置の動作について説明する。

尚、本フローチャートに於けるステップＳ１１〜Ｓ１４の処理動作は、前述した図３のフローチャートに於けるステップＳ１〜Ｓ４と同じであるので、対応する処理動作を参照するものとしてここでは説明を省略する。

ステップＳ１４にて、前述した動き特性値に基づいた特定の時系列画像が抽出されると、続くステップＳ１５に於いて、冠動脈撮影の同期や撮影条件の設定が行われる。ここでは、操作者によって、例えば、図４（ｂ）に示されるように、画像３２の一部に表示されている付帯情報３２１としての遅延時間（この場合８００ｍｓ）が識別情報として入力される。或いは、画像３２に表示されている白丸（冠動脈）の数等を識別情報として使用し、撮影条件を設定するようにしても良い。

このようにしてステップＳ１６に於いて撮影条件が決定されたならば、ステップＳ１７にて、設定された撮影条件に基づいた心時相にて撮像が行われる。この撮像については、例えば、前述したＳＳＦＰシーケンスを用いたものや、ＳＥ（Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法、ＥＰＩ（Ｅｃｈｏ Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ）法等、何れの撮像法によるものでも良い。

尚、前記ステップＳ１５の撮影条件の設定の際には、図５に示されるような特性図に基づいて撮影条件が設定されるようにしても良い。また、表示の際に、画像３２だけでなく、図５に示される特性図を同時に表示するようにしてもよい。

また、前述した実施形態では、被検体の対象部位の時系列画像の特徴部分を検出するとして説明したが、これに限られるものではなく、データ量が許容量を超えなければ基の画像から特徴部分を検出するようにしても良い。

更に、前述した実施形態では、シネ画像を撮像した後、特徴部を検出して動き特性値に基いた画像を抽出しているが、サンプル画像を用いて類似度（特徴部分）を検出するようにしても良い。

以上、本発明の実施形態について説明したが、本発明は上述した実施形態以外にも、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々の変形実施が可能である。

更に、上述した実施形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件の適当な組合せにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、発明が解決しようとする課題の欄で述べた課題が解決でき、発明の効果の欄で述べられている効果が得られる場合には、この構成要件が削除された構成も発明として抽出され得る。

１…シネ画像撮像部、２…特徴部検出部、３…動き解析部、４…抽出部、５…条件設定
部、６…撮像部、１１…超電導方式の磁石（静磁場磁石）、１２…静磁場電源、１３…傾
斜磁場コイルユニット、１４…傾斜磁場電源、１５…シーケンスコントローラ（シーケン
サ）、１６…ホスト計算機、１７…ＲＦコイル、１８Ｔ…送信器、１８Ｒ…受信器、２０
…演算ユニット、２１…記憶ユニット、２２…表示器、２３…入力器、２４…シムコイル
、２５…シムコイル電源、２６…音声発生器。

Claims (12)

1. １枚分のデータ収集をセグメント分割し、各分割されたデータ収集を時系列的に繰り返すことにより、被検体の対象部位の時系列画像を、前記被検体の心電図と同期して収集するシネ画像撮像手段と、
   前記時系列画像の特徴部分を検出する特徴部検出手段と、
   前記特徴部分の動き特性値を解析する動き解析手段と、
   前記動き特性値に基づいて特定の時相に関する情報を抽出する抽出手段と、
   前記特定の時相に関する情報に基づいて、前記時系列画像の収集後に実行される撮影の撮影条件を設定する条件設定手段と、
   前記撮影条件にて、前記被検体の心電図と同期して、前記時系列画像の撮像とは異なる撮像を行う撮像手段と、
   を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記抽出手段で抽出される前記特定の時相に関する情報は、特定の時系列画像であ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. 前記抽出手段で抽出された前記時系列画像を表示する表示手段を更に具備することを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記特徴部検出手段は、前記被検体内に存在する閉ループ構造が所定の大きさより小さい場合に当該閉ループ構造を前記特徴部分として検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。
5. 前記特徴部検出手段は、前記被検体の所定領域内に存在する閉ループ構造を前記特徴部分として検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. 前記条件設定手段は、前記抽出手段で抽出された前記特定の時相に関する情報に基づいて冠動脈撮影の同期や撮影条件の設定を行うこと、
   を特徴とする請求項１乃至５の何れか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記動き解析手段は、前記時系列画像各々の前記特徴部分における重心位置に基づいて、前記時系列画像間での重心位置のずれ量を求めること、
   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. 前記特徴部検出手段は、複数の特徴部分を検出すること、
   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。
9. 前記特徴部検出手段は、前記複数の特徴部分として、右冠動脈と左冠動脈とを検出すること、
   を特徴とする請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記特徴部検出手段は、前記時系列画像を２値化した２値化画像において、前記特徴部分を検出すること、
    を特徴とする請求項１または請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 前記ずれ量と遅延時間との関係を示す特性図を表示する表示手段をさらに具備すること、
    を特徴とする請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
12. 前記条件設定手段は、
    前記ずれ量と遅延時間との関係を示す情報に基づいて、撮影条件を設定すること、
    特徴とする請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。