JP6104631B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージングに関する。

ＭＲＩは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数のＲＦパルスで磁気的に励起し、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。なお、上記ＭＲＩは磁気共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging)の意味であり、ＲＦパルスは高周波パルス(radio frequency pulse)の意味であり、ＭＲ信号は核磁気共鳴信号(nuclear magnetic resonance signal)の意味である。

ＭＲＩ装置は、撮像領域に傾斜磁場を印加することで、ＭＲ信号に空間的な位置情報を付加する傾斜磁場コイルを備える。傾斜磁場コイルは、撮像中にパルス電流が繰り返して供給されることで大きく発熱する。
傾斜磁場コイルの温度が上昇すると、その近傍の鉄シムの温度が上昇して、鉄シムの透磁率が変化し、撮像空間の磁場が変化するため、被検体内の水素原子の磁気共鳴の中心周波数が変化する。以下の説明では、「水素原子の磁気共鳴の中心周波数」を「共鳴中心周波数」と略記する。

脂肪抑制プレパルスや９０°励起パルスなどのＲＦパルスの中心周波数は、静磁場強度に応じて決定される水素原子のラーモア周波数に基づいて、例えばプレスキャンなどの撮像準備段階で設定される。
しかし、撮像準備段階で脂肪抑制プレパルスの条件を設定後、撮像中に傾斜磁場コイルの発熱に伴って脂肪組織における共鳴中心周波数がシフトすると、脂肪抑制の効果が十分に得られないことがある。

特に、撮像時間の長いダイナミック撮像のような連続撮像では、撮像開始からの時間経過に伴って傾斜磁場コイルの発熱量も大きくなり、これに伴って共鳴中心周波数のシフト量が大きくなる場合がある。この場合、データ収集時刻が遅い画像ほど、脂肪抑制プレパルスの効果が劣化して、良好な画像が得られないことがある。

そこで、特許文献１のＭＲＩ装置は、傾斜磁場コイルの温度変化量と、共鳴中心周波数のシフト量との関係をシフトデータとして予め記憶し、撮像時には傾斜磁場コイルの温度を複数回計測している。そして、ダイナミック撮像の時相間の空き時間の内、ユーザが選択した空き時間において、計測された温度変化とシフトデータとで決定される共鳴中心周波数に合致するように、ＲＦパルスの中心周波数がその都度補正される。これにより、脂肪抑制プレパルス等のＲＦパルスの効果の劣化が防止される。

特開２０１２−３００５１号公報

特許文献１の発明は上述のように優れた作用効果を有するものの、ＲＦパルスの中心周波数は、ＲＦパルスの送信時における実際の共鳴中心周波数にできるかぎり近いことが望ましい。

このため、傾斜磁場コイルの発熱に起因した共鳴中心周波数のシフトに拘らず、ＲＦパルスの中心周波数を従来よりもさらに適切に設定する新技術が要望されていた。

一実施形態では、ＭＲＩ装置は、傾斜磁場の印加及びＲＦパルスの送信が含まれるパルスシーケンスを実行することで撮像領域からＭＲ信号を収集し、ＭＲ信号に基づいて画像データを再構成するものである。
このＭＲＩ装置は、ズレ算出部と、候補算出部と、シーケンス設定部と、信号収集部と、画像再構成部とを備える。
ズレ算出部は、パルスシーケンスの開始後における、撮像領域の水素原子の磁気共鳴の中心周波数と、ＲＦパルスの中心周波数とのズレを算出する。
候補算出部は、ＲＦパルスの送信を伴って水素原子の磁気共鳴の中心周波数を計測する中心周波数スキャンがパルスシーケンスの途中に挿入される場合に、画像データの再構成に用いられるＭＲ信号に対する中心周波数スキャンのＲＦパルスの影響が回避されるように、中心周波数スキャンの挿入の候補タイミングを撮像条件に基づいて複数算出する。
シーケンス設定部は、パルスシーケンスの途中に、ズレ量算出部により算出されたズレ及び複数の前記候補タイミングに応じたタイミングで中心周波数スキャンが挿入されるように、パルスシーケンスを設定する。
信号収集部は、中心周波数スキャンの実行の都度、ＲＦパルスの中心周波数が中心周波数スキャンの実行結果に基づく値に再設定されてからパルスシーケンスが継続されるようにパルスシーケンスを実行することで、撮像領域からＭＲ信号を収集する。
画像再構成部は、信号収集部により収集されたＭＲ信号に基づいて画像データを再構成する。

第１の実施形態におけるＭＲＩ装置の全体構成の一例を示すブロック図。 傾斜磁場コイルユニット内における温度センサの配置の一例を示す模式的斜視図。 傾斜磁場コイルユニットの断面模式図。 ＦＦＥ法に基づくパルスシーケンスの一例において、ＣＦスキャン挿入の候補タイミングを示す局所的なタイミング図。 図４のＦＦＥ法のパルスシーケンスにおいて、ＣＦスキャン挿入の候補タイミングを示す全体的なタイミング図。 ＣＦスキャンが挿入される場合のパルスシーケンスのシフトの一例を示す説明図。 ＦＳＥ法に基づくパルスシーケンスの一例において、ＣＦスキャン挿入の候補タイミングを図４と同様の表記で示す局所的なタイミング図。 シングルショットのＥＰＩ法に基づくパルスシーケンスの一例において、ＣＦスキャン挿入の候補タイミングを図４と同様の表記で示す局所的なタイミング図。 傾斜磁場コイルの温度変化から算出されるＲＦパルスの中心周波数と共鳴中心周波数とのズレに基づく、ＣＦスキャンの挿入タイミングの決定方法の一例を示す模式的タイミング図。 第１の実施形態におけるＭＲＩ装置の動作の流れの一例を示すフローチャート。 傾斜磁場コイルの推定温度変化と、ＣＦスキャンの挿入タイミングとの関係の一例を示す模式的タイミング図。 第２の実施形態におけるＭＲＩ装置の動作の流れの一例を示すフローチャート。

以下、ＭＲＩ装置及びＭＲＩ方法の実施形態について、添付図面に基づいて説明する。なお、各図において同一要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する。

（第１の実施形態の構成）
図１は、第１の実施形態におけるＭＲＩ装置１０の全体構成を示すブロック図である。ここでは一例として、ＭＲＩ装置１０の構成要素を寝台ユニット２０、ガントリ３０、制御装置４０の３つに分けて説明する。

第１に、寝台ユニット２０は、寝台２１と、天板２２と、寝台２１内に配置される天板移動機構２３とを有する。天板２２の上面には、被検体Ｐが載置される。
また、天板２２内には、被検体ＰからのＭＲ信号を検出する受信ＲＦコイル２４が配置される。さらに、天板２２の上面には、装着型のＲＦコイル装置が接続される接続ポート２５が複数配置される。
図１では一例として、被検体ＰにＭＲ信号の受信用のＲＦコイル装置１００が装着されているが、ＲＦコイル装置１００は必須ではない。

寝台２１は、天板２２を水平方向（装置座標系のＺ軸方向）に移動可能に支持する。
天板移動機構２３は、天板２２がガントリ３０外に位置する場合に、寝台２１の高さを調整することで、天板２２の鉛直方向の位置を調整する。
また、天板移動機構２３は、天板２２を水平方向に移動させることで天板２２をガントリ３０内に入れ、撮像後には天板２２をガントリ３０外に出す。

第２に、ガントリ３０は、例えば円筒状に構成され、撮像室に設置される。ガントリ３０は、静磁場磁石３１と、シムコイルユニット３２と、傾斜磁場コイルユニット３３と、ＲＦコイルユニット３４とを有する。

静磁場磁石３１は、例えば超伝導コイルであり、円筒状に構成される。静磁場磁石３１は、後述の制御装置４０の静磁場電源４２から供給される電流により、撮像空間に静磁場を形成する。撮像空間とは例えば、被検体Ｐが置かれて、静磁場が印加されるガントリ３０内の空間を意味する。なお、静磁場電源４２を設けずに、静磁場磁石３１を永久磁石で構成してもよい。

シムコイルユニット３２は、例えば円筒状に構成され、静磁場磁石３１の内側において、静磁場磁石３１と軸を同じにして配置される。シムコイルユニット３２は、後述の制御装置４０のシムコイル電源４４から供給される電流により、静磁場を均一化するオフセット磁場を形成する。

傾斜磁場コイルユニット３３は、例えば円筒状に構成され、シムコイルユニット３２の内側に配置される。傾斜磁場コイルユニット３３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｍｘと、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｍｙと、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｍｚとを有する。

本明細書では、特に断りのない限り、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸は装置座標系であるものとする。ここでは一例として、装置座標系のＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸を以下のように定義する。まず、鉛直方向をＹ軸方向とし、天板２２は、その上面の法線方向がＹ軸方向となるように配置される。天板２２の水平移動方向をＺ軸方向とし、ガントリ３０は、その軸方向がＺ軸方向となるように配置される。Ｘ軸方向は、これらＹ軸方向、Ｚ軸方向に直交する方向であり、図１の例では天板２２の幅方向である。

Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｍｘは、後述のＸ軸傾斜磁場電源４６ｘから供給される電流に応じたＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘを撮像領域に形成する。
同様に、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｍｙは、後述のＹ軸傾斜磁場電源４６ｙから供給される電流に応じたＹ軸方向の傾斜磁場Ｇｙを撮像領域に形成する。
同様に、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｍｚは、後述のＺ軸傾斜磁場電源４６ｚから供給される電流に応じたＺ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを撮像領域に形成する。

そして、スライス選択方向傾斜磁場Ｇｓｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、及び、読み出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒｏは、装置座標系の３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの合成により、任意の方向に設定可能である。

上記撮像領域は、例えば、１画像又は１セットの画像の生成に用いられるＭＲ信号の収集範囲の少なくとも一部であって、画像となる領域である。撮像領域は例えば、撮像空間の一部として装置座標系で３次元的に規定される。例えば折り返しアーチファクトを防止するために、画像化される領域よりも広範囲でＭＲ信号が収集される場合、撮像領域はＭＲ信号の収集範囲の一部である。一方、ＭＲ信号の収集範囲の全てが画像となり、ＭＲ信号の収集範囲と撮像領域とが合致する場合もある。また、上記「１セットの画像」は、例えばマルチスライス撮像などのように、１のパルスシーケンスで複数画像のＭＲ信号が一括的に収集される場合の複数画像である。
ここでは一例として、撮像領域は、厚さの薄い領域であればスライスと称し、ある程度の厚みのある領域であればスラブと称する。

ＲＦコイルユニット３４は、例えば円筒状に構成され、傾斜磁場コイルユニット３３の内側に配置される。ＲＦコイルユニット３４は、例えば、ＲＦパルスの送信及びＭＲ信号の受信を兼用する全身用コイルや、ＲＦパルスの送信のみを行う送信ＲＦコイルを含む。

第３に、制御装置４０は、静磁場電源４２と、シムコイル電源４４と、傾斜磁場電源４６と、ＲＦ送信器４８と、ＲＦ受信器５０と、冷却制御装置５２と、シーケンスコントローラ５８と、演算装置６０と、入力装置７２と、表示装置７４と、記憶装置７６とを有する。

冷却制御装置５２は、ガントリ３０内の冷却管３８（後述の図３参照）に冷却媒体を循環させることで、ガントリ３０内の傾斜磁場コイルユニット３３やＲＦコイルユニット３４を冷却する。

傾斜磁場電源４６は、Ｘ軸傾斜磁場電源４６ｘと、Ｙ軸傾斜磁場電源４６ｙと、Ｚ軸傾斜磁場電源４６ｚとを有する。Ｘ軸傾斜磁場電源４６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４６ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４６ｚは、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを形成するための各電流を、Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｍｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｍｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｍｚにそれぞれ供給する。

ＲＦ送信器４８は、シーケンスコントローラ５８から入力される制御情報に基づいて、核磁気共鳴を起こすラーモア周波数のＲＦ電流パルスを生成し、これをＲＦコイルユニット３４に送信する。このＲＦ電流パルスに応じたＲＦパルスが、ＲＦコイルユニット３４から被検体Ｐに送信される。

ＲＦコイルユニット３４の全身用コイル、受信ＲＦコイル２４は、被検体Ｐ内の原子核スピンがＲＦパルスによって励起されることで発生したＭＲ信号を検出し、検出されたＭＲ信号は、ＲＦ受信器５０に入力される。

ＲＦ受信器５０は、受信したＭＲ信号に所定の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ(analog to digital)変換を施すことで、デジタル化されたＭＲ信号の複素データである生データを生成する。ＲＦ受信器５０は、ＭＲ信号の生データを演算装置６０（の画像再構成部６２）に入力する。

シーケンスコントローラ５８は、演算装置６０の指令に従って、傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８及びＲＦ受信器５０の駆動に必要な制御情報を記憶する。ここでの制御情報とは、例えば、傾斜磁場電源４６に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報である。
シーケンスコントローラ５８は、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８及びＲＦ受信器５０を駆動させることで、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ及びＲＦパルスを発生させる。

演算装置６０は、システム制御部６１と、システムバスＳＢと、画像再構成部６２と、画像データベース６３と、画像処理部６４と、ズレ算出部６５と、候補算出部６６とを有する。

システム制御部６１は、本スキャンの撮像条件の設定、撮像動作及び撮像後の画像表示において、システムバスＳＢ等の配線を介してＭＲＩ装置１０全体のシステム制御を行う。

上記撮像条件とは例えば、どの種類のパルスシーケンスにより、どのような条件でＲＦパルス等を送信し、どのような条件で被検体ＰからＭＲ信号を収集するかを意味する。撮像条件の例としては、スピンエコー法やパラレルイメージング等のパルスシーケンスの種類、撮像空間内の位置的情報としての撮像領域、フリップ角、繰り返し時間ＴＲ(Repetition Time)、スライス数、撮像部位、などが挙げられる。
上記撮像部位とは、例えば、頭部、胸部、腹部などの被検体Ｐのどの部分を撮像領域として画像化するかを意味する。

上記「本スキャン」は、Ｔ１強調画像などの、目的とする診断画像の撮像のためのスキャンであって、位置決め画像用のＭＲ信号収集のスキャンや、較正スキャンを含まないものとする。
スキャンとは、ＭＲ信号の収集動作を指し、画像再構成を含まないものとする。
較正スキャンとは例えば、本スキャンの撮像条件の内の未確定のものや、画像再構成処理や画像再構成後の補正処理に用いられる条件やデータを決定するために、本スキャンとは別に行われるスキャンを指す。

また、システム制御部６１は、撮像条件の設定画面情報を表示装置７４に表示させ、入力装置７２からの指示情報に基づいて撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ５８に入力する。また、システム制御部６１は、撮像後には、生成された表示用画像データが示す画像を表示装置７４に表示させる。

ズレ算出部６５は、パルスシーケンスの開始後における、撮像領域の共鳴中心周波数と、ＲＦパルスの中心周波数とのズレを算出する。ズレの算出方法については、後述の図１０のフローチャートの中で説明する。

ここでのＲＦパルスとは、例えば、脂肪抑制プレパルスやシリコーン抑制パルス等の抑制パルスや、プレサチュレーションパルス、ｔ−ＳＬＩＰ(Time Spatial Labeling Inversion Pulse)法などのＡＳＬ(Arterial Spin Labeling)法で用いられるラベリングパルス、データ収集用の励起ＲＦパルスや再収束ＲＦパルスなどである。

候補算出部６６は、パルスシーケンスの途中における中心周波数(Center Frequency)スキャン（以下、ＣＦスキャンという）の挿入タイミング候補として、複数の候補タイミングを算出する。
ＣＦスキャンは、ＲＦパルスを送信することで、検出されるＭＲ信号の周波数スペクトラムの極大値等に基づいて共鳴中心周波数を計測するスキャンである（例えば特開２００９−３４１５２号公報参照）。候補タイミングの算出方法については、後述する。

システム制御部６１は、パルスシーケンスの途中に、ズレ量算出部６５により算出されたズレ及び複数の候補タイミングに応じたタイミングでＣＦスキャンが挿入されるように、パルスシーケンスを設定する。
入力装置７２は、撮像条件や画像処理条件を設定する機能をユーザに提供する。

画像再構成部６２は、位相エンコードステップ数及び周波数エンコードステップ数に応じて、ＲＦ受信器５０から入力されるＭＲ信号の生データをｋ空間データとして配置及び保存する。ｋ空間とは、周波数空間の意味である。
画像再構成部６２は、ｋ空間データに２次元フーリエ変換などを含む画像再構成処理を施すことで、被検体Ｐの画像データを生成する。画像再構成部６２は、生成した画像データを画像データベース６３に保存する。

画像処理部６４は、画像データベース６３から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施し、画像処理後の画像データを表示用画像データとして記憶装置７６に保存する。

記憶装置７６は、上記の表示用画像データに対し、その表示用画像データの生成に用いた撮像条件や被検体Ｐの情報（患者情報）等を付帯情報として付属させて記憶する。

なお、演算装置６０、入力装置７２、表示装置７４、記憶装置７６の４つを１つのコンピュータとして構成し、例えば制御室に設置してもよい。

また、上記説明では、ＭＲＩ装置１０の構成要素をガントリ３０、寝台ユニット２０、制御装置４０の３つに分類したが、これは一解釈例にすぎない。例えば、天板移動機構２３は、制御装置４０の一部として捉えてもよい。

或いは、ＲＦ受信器５０は、ガントリ３０外ではなく、ガントリ３０内に配置されてもよい。この場合、例えばＲＦ受信器５０に相当する電子回路基盤がガントリ３０内に配設される。そして、受信ＲＦコイル２４等によって電磁波からアナログの電気信号に変換されたＭＲ信号は、当該電子回路基盤内のプリアンプで増幅され、デジタル信号としてガントリ３０外に出力され、画像再構成部６２に入力される。ガントリ３０外への出力に際しては、例えば光通信ケーブルを用いて光デジタル信号として送信すれば、外部ノイズの影響が軽減されるので望ましい。

図２は、傾斜磁場コイルユニット３３内における温度センサ３６Ａ、３６Ｂ、３６Ｃ、３６Ｄの配置の一例を示す模式的斜視図である。４つの温度センサ３６Ａ、３６Ｂ、３６Ｃ、３６Ｄは、撮像時に磁場中心となる部分を含む装置座標系のＸ−Ｙ平面の環状の一断面において、円筒形状に沿って等間隔で配置される。温度センサ３６Ａ〜３６Ｄは、検出した温度をシーケンスコントローラ５８にそれぞれ入力する。
なお、図２に示す温度センサの配置および個数は、一例にすぎず、温度センサの数および配置は、上記の例に限定されるものではない。

図３は、図２に示す傾斜磁場コイルユニット３３の断面模式図であり、図２において一点鎖線枠３３’で囲った領域の断面である。図３に示すように、傾斜磁場コイルユニット３３は、例えばアクティブシールドを用いた多層構造である。

即ち、傾斜磁場コイルユニット３３は、メインコイル３３ｍの層と、シールドコイル３３ｓの層と、それらの間に挟まれた複数のシムトレイ３７の挿入層および複数の冷却管３８の埋設層とを有する。図３において、シムトレイ３７は斜線の四角い領域で示し、冷却管３８は楕円状の白抜きの領域で示す。

メインコイル３３ｍは、前述のＸ軸傾斜磁場コイル２６ｍｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｍｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｍｚから構成される。

シールドコイル３３ｓは、Ｘ軸シールドコイル３３ｓｘ、Ｙ軸シールドコイル３３ｓｙ、Ｚ軸シールドコイル３３ｓｚから構成され、これらは傾斜磁場電源４４から供給される電流により磁場を発生させる。

即ち、Ｘ軸シールドコイル３３ｓｘ、Ｙ軸シールドコイル３３ｓｙ、Ｚ軸シールドコイル３３ｓｚは、Ｘ軸傾斜磁場コイル２６ｍｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｍｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｍｚにそれぞれ対応した磁場をメインコイル３３ｍの外側に発生させることで、メインコイル３３ｍによって発生する傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを遮蔽する。

メインコイル３３ｍ側における冷却管３８の埋設層と、シールドコイル３３ｓ側における冷却管３８の埋設層との間の層には、複数のシムトレイ３７が略等間隔で挿入される。メインコイル３３ｍ及びシールドコイル３３ｓによって発生する熱がシムトレイ３７に伝わりにくくするために、冷却制御装置５０は、冷却管３８の中で冷却液を循環させる。

シムトレイ３７は、非磁性かつ非電導性の樹脂で形成され、Ｚ軸方向に延在した概略棒状に形成される。シムトレイ３７には、所定数の鉄シム（図示せず）が収納される。
鉄シムは、撮像空間における静磁場の磁場強度分布を均一化する作用がある。

なお、図３の構造では、温度センサ３６Ａ〜３６ＤはＹ軸傾斜磁場コイル２６ｍｙの温度を検出するが、これは一例にすぎない。多数の温度センサがＸ軸傾斜磁場コイル２６ｍｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｍｙ、Ｘ軸シールドコイル３３ｓｘ、Ｙ軸シールドコイル３３ｓｙ、Ｚ軸シールドコイル３３ｓｚの各温度をそれぞれ検出する構成でもよい。或いは、温度センサ３６Ａ〜３６Ｄがシムトレイ３７の温度を検出する構成でもよい。即ち、傾斜磁場コイルユニット３３内の温度を検出する構成であればよい。

従って、冷却管３８内の冷却液の温度を検出する構成でもよいが、傾斜磁場コイルユニット３３内における、冷却管３８とその周囲を除いた領域の温度を検出する構成の方が望ましい。冷却管３８内には、傾斜磁場コイルユニット３３の温度上昇を抑制するための冷却液が循環するから、傾斜磁場コイルユニット３３内において冷却管３８近傍の温度が最も低いためである。
即ち、撮像領域の磁場強度に直接的に関わる要素の温度を直接的且つ正確に検出する構成が望ましく、その点では、冷却管３８周囲よりも、鉄シムを含むシムトレイ３７やメインコイル３３ｍの温度を検出する方が優るからである。

また、温度センサ３６Ａ〜３６Ｄとしては、赤外線放射温度計を用いてもよいし、メインコイル３３ｍの温度をほぼ直接的に計測するサーミスタ、熱電対などを用いてもよい。赤外線放射温度計は、計測対象とは非接触で温度を計測できるので、熱伝導によって計測対象と温度センサとが同温になることが望まれる計測方法とは違い、短時間で温度を計測できる利点がある。

次に、候補算出部６６によるＣＦスキャンの挿入の候補タイミングの算出方法について説明する。
図４は、ＦＦＥ(Fast Field Echo)法に基づくパルスシーケンスの一例において、ＣＦスキャン挿入の候補タイミングを示す局所的なタイミング図である。

図５は、図４のＦＦＥ法のパルスシーケンスにおいて、ＣＦスキャン挿入の候補タイミングを示す全体的なタイミング図である。

図４において、各横軸は経過時間ｔに対応し、上段のＲＦはＲＦパルス、その下のＧｓｓはスライス選択方向傾斜磁場、その下のＧｐｅは位相エンコード方向傾斜磁場、その下のＧｒｏは読み出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場、最下段のＳＩＧＮＡＬは発生するＭＲ信号をそれぞれ示す。

ここでは一例として、位相エンコードステップ数及び周波数エンコードステップ数が共に２５６の１スライスの画像用のＭＲ信号が６４のセグメント(SEGMENT)に分けて収集される場合で考える。
即ち、各セグメントでは、位相エンコードステップ４つ分のＭＲ信号が収集される。位相エンコードステップ１つ分のＭＲ信号の収集を１サイクルとする。

例えば、各セグメントの始めには脂肪抑制プレパルスなどのプレパルスが送信される。但し、プレパルスは必須ではない。
次に、フリップ角が９０°の励起ＲＦパルスの送信と共に、スライス選択方向傾斜磁場が印加される。
次に、位相エンコード方向傾斜磁場が印加され、読み出し方向傾斜磁場の印加の下でＭＲ信号が検出される。

そして、各サイクルの終わりには、各サイクルで先に印加された位相エンコード方向傾斜磁場パルスとは極性が反転された補償傾斜磁場が位相エンコード方向に印加される。これにより、位相エンコード方向傾斜磁場の影響が、次のサイクルの前に消去される。
ここまでが位相エンコードステップ１つ分のＭＲ信号の収集である。

この後、プレパルスが印加されない点を除いて、同様の動作が３回繰り返され、さらに位相エンコードステップ３つ分のＭＲ信号が収集される。
ここまでが１のセグメントであり、第１セグメントの後、第２セグメントとして、同様に位相エンコードステップ４つ分のＭＲ信号が収集される。
プレパルスは、各セグメントの始めのみ印加される。

このようなパルスシーケンスにおいて、ＣＦスキャンを挿入しても、アーチファクトの影響が少ない候補タイミングを考える。ここでの「アーチファクトの影響が少ない」とは、例えば、「画像データの再構成に用いられるＭＲ信号に対する、ＣＦスキャンのＲＦパルスの影響が回避される」という意味である。

より詳細には、位相エンコードがゼロなら、位相エンコード傾斜磁場はゼロでよく、受信されるＭＲ信号の強度は最大になる。また、各ＭＲ信号において、搬送周波数の余弦関数や正弦関数が差し引かれることで、ｋ空間において、ゼロに信号の中心である最大値が配置される。このため、ｋ空間のデータでは、中心に近いほど（位相エンコードがゼロに近く、サンプリング時間の真ん中に近いほど）、信号値（データ値）が大きくなる。

即ち、位相エンコードステップが中央（０）に近いほど、画像情報が大きいので、アーチファクトの影響を受け易くなる。一方、位相エンコードステップが端（２５６×２５６マトリクスの例では、−１２７や、＋１２８）では、元々画像情報が少ないので、アーチファクトを受けにくい。
従って、上記の「ＣＦスキャンのＲＦパルスの影響が回避される」とは、「ＲＦパルスの影響が完全に回避される」という意味ではなく、前後のタイミングと比較すれば、ＣＦスキャンのＲＦパルスの影響が相対的に少ない、という意味である。

このため、ＣＦスキャンの候補タイミング（ＣＦスキャンのＲＦパルスの影響が回避されるタイミング）は、パルスシーケンスの種類及びＣＦスキャンにおけるＲＦパルスの送信領域によって異なるので、必ずしも一律的には定義できない。
例えば、ＣＦスキャンにおけるＲＦパルスの送信領域（ＭＲ信号の収集領域）が、撮像断面から離れているほど、ＣＦスキャンのＲＦパルスの影響が相対的に少なくなる。

ここでは一例として、候補算出部６６は、候補タイミングを以下の規則で算出する。
即ち、候補算出部６６は、パルスシーケンスの開始後に送信される全ＲＦパルス（ＣＦスキャンのＲＦパルスを除く）に対応するＭＲ信号の収集が完了後のタイミングとなるように、最先の候補タイミングを算出する。
さらに、候補算出部６６は、直前の候補タイミングの後に送信される全てのＲＦパルス（ＣＦスキャンのＲＦパルスを除く）に対応するＭＲ信号の収集が完了後のタイミングとなるように、残りの候補タイミングをそれぞれ算出する。

換言すれば、送信済の全ＲＦパルスに関して、どのＲＦパルスに対応するＭＲ信号の収集も終了した直後のタイミングが、候補タイミングの一例である。

図４の例では、第１セグメントの始めに送信されるプレパルスは、その後の４サイクル分のＭＲ信号に対応する。セグメントの始めに送信されるプレパルスは、位相エンコードステップ４つの繰り返し時間を通して持続するため、セグメントの始めのみ印加されるからである。

一方、各サイクルの始めの９０°励起ＲＦパルスは、それぞれ、位相エンコードステップ１つ分のＭＲ信号に対応する。９０°励起ＲＦパルスの効果は、位相エンコードステップ１つ分の繰り返し時間だけ持続するからである。

図４において、位相エンコードステップ１つ分のＭＲ信号の収集が終了後のタイミングでは、送信済の９０°励起ＲＦパルスに対応するＭＲ信号の収集は完了しているが、送信済のプレパルスに対応するＭＲ信号の収集は完了していない。
第１セグメントのＭＲ信号の収集が終了したタイミングにおいて、送信済のプレパルスに対応するＭＲ信号の収集は完了し、送信済の４つの９０°励起ＲＦパルスに対応するＭＲ信号の収集も完了する。

従って、図５に示すように、候補算出部６６は、第１セグメントと第２セグメントの間のタイミングを最先の候補タイミング(CANDIDATE TIMING)として算出し、第２セグメントと第３セグメントの間のタイミングを次の候補タイミングとして算出する。即ち、ＦＦＥ法のパルスシーケンスでは、各セグメント間が候補タイミングとなる。

なお、ＣＦスキャンが挿入される場合、ＣＦスキャン挿入の直後に、空打ちのＲＦパルスを送信してもよい。空打ちのＲＦパルスとは、例えば、各位相エンコードステップ間で縦磁化を揃え、スピンの状態を安定させるために送信されるＲＦパルスである。

空打ちのＲＦパルスは、ＣＦスキャンの挿入の有無に拘らず、各セグメント間や、各繰り返し時間(Repetition Time)ＴＲ間で挿入される場合もある。
空打ちのＲＦパルスは、各セグメント間に挿入される場合には、その後に収集される１セグメント分のＭＲ信号に対応するものとする。
また、空打ちのＲＦパルスは、各繰り返し時間ＴＲ間に挿入される場合には、その後に収集される１位相エンコードステップ分のＭＲ信号に対応するものとする。

図６は、ＣＦスキャンが挿入される場合のパルスシーケンスのシフトの一例を示す説明図である。図６において、各横軸は経過時間であり、上段はＣＦスキャン挿入前のパルスシーケンスに対応し、中段及び下段は、それぞれ、パルスシーケンスの途中へのＣＦスキャンの第１及び第２の挿入方法を示す。パルスシーケンスの途中へのＣＦスキャンの挿入方法については、例えば以下の２通りが考えられる。

第１に、挿入タイミングがパルスシーケンスにおいて元々空き時間となっている部分に該当し、且つ、その空き時間の長さが「ＣＦスキャンの実行期間」以上である場合である。これは、図６のＣＡＳＥ１に該当する。

ここでの「ＣＦスキャンの実行期間」とは、例えば、ＣＦスキャンのＲＦパルスの送信後、ＭＲ信号の収集が終了し、さらに、ＣＦスキャンのＲＦパルスにより原子核スピンに与えた影響が実質的に消失するまでの期間である。
このような場合、パルスシーケンスにおけるＣＦスキャン挿入以後の部分を遅らせなくとも、ＣＦスキャンの影響は、画像用に収集されるＭＲ信号に対して殆ど影響しないからである。
また、上記のように「ＣＦスキャンの実行期間」を定義すれば、ＣＦスキャンが空間的に局所的な領域に実行されても、撮像領域を包含するように実行されても、前述のＣＦスキャンのＲＦパルスの影響を回避できる。

第２に、ＣＦスキャンを挿入後、パルスシーケンスにおけるＣＦスキャン挿入以後の部分を、ＣＦスキャンの実行期間の分だけ遅らせる場合である。これは、図６のＣＡＳＥ２に該当する。

この場合、（１回のＣＦスキャン実行期間）×（ＣＦスキャンの挿入回数）だけ、パルスシーケンスは全体として長くなる。
挿入タイミングがパルスシーケンスにおいて元々空き時間の部分に該当し、且つ、その空き時間の長さがＣＦスキャンの実行期間以上である、という２条件を満たさない場合、ＣＡＳＥ２にすることが望ましい。

図７は、ＦＳＥ(Fast Spin Echo)法に基づくパルスシーケンスの一例において、ＣＦスキャン挿入の候補タイミングを図４と同様の表記で示す局所的なタイミング図である。

ここでは一例として、位相エンコードステップ数及び周波数エンコードステップ数が共に２５６の１スライスの画像のＭＲ信号が第１セット〜第６４セットの６４セットに分けて収集される場合で考える。

この場合、例えば、各セットの始めには脂肪抑制プレパルスなどのプレパルスが送信される。但し、プレパルスは必須ではない。
次に、フリップ角が９０°の励起用ＲＦパルスの送信と共に、スライス選択方向傾斜磁場が印加される。
次に、ＭＲ信号の検出時に印加される読み出し方向傾斜磁場の半分の時間で、読み出し方向傾斜磁場が印加される。

次に、フリップ角が１８０°の再収束ＲＦパルスの送信と共に、スライス選択方向傾斜磁場が印加される。
次に、位相エンコード方向傾斜磁場が印加される。
次に、読み出し方向傾斜磁場を印加しつつ、ＭＲ信号が検出される。
そして、各サイクルの終わりには、各サイクルで先に印加された位相エンコード方向傾斜磁場パルスとは極性が反転された補償傾斜磁場が位相エンコード方向に印加される。
これにより、位相エンコード方向傾斜磁場の影響が、次のサイクルの前に消去される。
ここまでが位相エンコードステップ１つ分のＭＲ信号の収集である。

この後、プレパルス及び９０°励起パルスが印加されない点を除いて、同様の動作が３回繰り返され、さらに位相エンコードステップ３つ分のＭＲ信号が収集される。
ここまでが第１セットであり、第１セットの後、第２セットとして、同様に位相エンコードステップ４つ分のＭＲ信号が収集される。
プレパルス及び９０°励起パルスは、各セットの始めのみ印加される。

このようなＦＳＥ法のパルスシーケンスにおいて、「画像データの再構成に用いられるＭＲ信号に対する、ＣＦスキャンのＲＦパルスの影響が回避されるタイミング」は、ＦＦＥ法と同様に、各セット間のタイミングである。即ち、候補算出部６６は、各セット間のタイミングを、候補タイミングとしてそれぞれ算出する。

なお、通常のスピンエコー法の場合、即ち、位相エンコードステップ１つ分のＭＲ信号の収集毎に９０°励起パルス（及びプレパルス）が印加される場合、位相エンコードステップ１つ分のＭＲ信号の収集が終了する各タイミングが、候補タイミングとなる。
同様に、通常のフィールドエコー法の場合、位相エンコードステップ１つ分のＭＲ信号の収集が終了する各タイミングが、候補タイミングとなる。

図８は、シングルショットのＥＰＩ(Echo Planar Imaging: エコープラナーイメージング)法に基づくパルスシーケンスの一例において、ＣＦスキャン挿入の候補タイミングを図４と同様の表記で示す局所的なタイミング図である。

図８ではスピンエコー系のＥＰＩであるため、脂肪抑制プレパルスなどのプレパルスの送信後、９０°励起パルスの送信と共にスライス選択方向傾斜磁場が印加される。
次に、１８０°再収束パルスの送信と共にスライス選択方向傾斜磁場が印加される。
次に、位相エンコード方向傾斜磁場のプレパルスが印加され、読み出し方向傾斜磁場の印加が開始される。
その後、読み出し方向傾斜磁場の極性の反転の都度、プレパルスとは極性が逆で、短時間の位相エンコード方向傾斜磁場パルスが印加される。

このようなシングルショットのＥＰＩ法の場合、１画像分のＭＲ信号の収集が終わった後のタイミングが候補タイミング(Candidate Timing)となる。スピンエコー系に限らず、グラジエントエコー系などの他のシングルショットのＥＰＩ法の場合も、候補タイミングは同様である。

そのタイミングであれば、送信済の全ＲＦパルスに関して、どのＲＦパルスに対応するＭＲ信号の収集も終了しているため、画像データの再構成に用いられるＭＲ信号に対するＣＦスキャンのＲＦパルスの影響が回避されるからである。

なお、マルチショットのＥＰＩ法の場合、１回の励起ＲＦパルスに対応するＭＲ信号の収集が終了直後の各タイミングが候補タイミングとなる。

また、TrueFISP(fast imaging with steady precession)などの、定常状態自由歳差運動(SSFP: Steady State Free Precession)を利用した高速撮像シーケンスの場合、例えば、１画像の収集内の各セグメント間のタイミング、及び、１画像分のＭＲ信号の収集終了後のタイミングが候補タイミングとなる。

また、Ｓ／Ｎ比(Signal To Noise Ratio)を向上するために、同じ撮像領域で複数の画像を撮像し、これら複数画像を平均して１画像にする場合、これら複数画像のＭＲ信号の収集が１ループとされる。
このようにアベレージング(Averaging)が実行される場合、上述した「ＣＦスキャンのＲＦパルスの影響が回避される」という条件を満たす限り、各ループ間を候補タイミングとすればよい。

図９は、傾斜磁場コイルの温度変化から算出されるＲＦパルスの中心周波数と共鳴中心周波数とのズレに基づく、ＣＦスキャンの挿入タイミングの決定方法の一例を示す模式的タイミング図である。

図９において、各横軸はパルスシーケンスの開始からの経過時間を示し、上段は傾斜磁場コイルユニット３３の温度変化を示す。図９の中段は、ＲＦパルスの中心周波数と、その時点の実際の共鳴中心周波数とのズレの時間変化を示し、傾斜磁場コイルユニット３３の温度変化から算出されるものである。図９の下段は、複数の候補タイミング(CANDIDATE TIMING)の中から選択されるＣＦスキャンの挿入タイミング(INSERT TIMING)を示す。

ここでは説明の簡単化のため、傾斜磁場コイルユニット３３の温度が鉄シムの温度であると近似する。そうすると、図９の例では、上段に示すように、パルスシーケンスの開始からの時間経過に伴って、傾斜磁場コイルユニット３３の温度及び鉄シムの温度が上昇する。
鉄シムの温度上昇に伴い、図９の中段に示すように、ガントリ３０内の被検体Ｐ内の水素原子の共鳴中心周波数がシフトするため、ＲＦパルスの中心周波数と、その時点の共鳴中心周波数とのズレが次第に大きくなる。

そこで、図９の下段に示すように、ＲＦパルスの中心周波数と、その時点の共鳴中心周波数との差が破線で示す閾値(THRESHOLD LEVEL)又は所定レベルに達する都度、その達した時点の次の候補タイミングがＣＦスキャンの挿入タイミングとしてそれぞれ選択（決定）される。
ＣＦスキャンの実行の都度、ＲＦパルスの中心周波数は、ＣＦスキャンの実行結果に基づいて補正されるので、ＲＦパルスの中心周波数と、その時点の実際の共鳴中心周波数とのズレがほぼゼロになる。

（本実施形態の動作説明）
図１０は、本実施形態におけるＭＲＩ装置１０の動作の流れの一例を示すフローチャートである。以下、前述した各図を適宜参照しながら、図１０に示すステップ番号に従って、ＭＲＩ装置１０の動作を説明する。

［ステップＳ１］システム制御部６１（図１参照）は、入力装置７２を介してＭＲＩ装置１０に対して入力された撮像条件に基づいて、ＭＲＩ装置１０の初期設定を行い、パルスシーケンスの種類などの撮像条件の一部を設定する。この後、ステップＳ２に進む。

［ステップＳ２］ＭＲＩ装置２０は、プレスキャンを行うことで、どのような条件で撮像をするかを計算する。例えば、原子核スピンの縦磁化成分を９０°倒すＲＦパルスとして必要なパワー（９０°条件）などの条件が計算される。

また、プレスキャンとしてのＣＦスキャンが実行され、ＣＦスキャンの実行結果に基づいて、脂肪抑制プレパルスや励起パルスなどのＲＦパルスの中心周波数がシステム制御部６１により算出される。

また、温度センサ３６Ａ〜３６Ｄ（図２及び図３参照）はそれぞれ、ＣＦスキャンの実行タイミングにおける傾斜磁場コイルユニット３３内の温度を検出し、これをシーケンスコントローラ５８経由でズレ算出部６５及びシステム制御部６１に入力する。ズレ算出部６５及びシステム制御部６１は、上記の検出温度を初期温度として、このステップＳ２のＣＦスキャンで得られた中心周波数とセットで記憶する。
なお、初期温度については、例えば、温度センサ３６Ａ〜３６Ｄの検出温度の平均値を用いることができる。

このようにして、システム制御部６１は、本スキャンの撮像条件の残り（ＣＦスキャンの挿入タイミングを除く）を設定する。この後、ステップＳ３に進む。

［ステップＳ３］候補算出部６６は、図４〜図８で説明したように、ステップＳ２で設定された本スキャンのパルスシーケンスの条件に基づいて複数の候補タイミングを算出し、算出結果をシステム制御部６１に入力する。

［ステップＳ４］システム制御部６１は、ＭＲＩ装置１０の各部を制御し、ステップＳ２で設定された撮像条件に従って、本スキャンのパルスシーケンスによりＭＲ信号の収集をＭＲＩ装置１０に実行させる。
ここでは一例として、本スキャンのパルスシーケンス開始時において、使用されるＲＦパルスの中心周波数は、ステップＳ２で算出された値である。

具体的には、天板２２に被検体Ｐが載置され、静磁場電源４２により励磁された静磁場磁石３１によって撮像空間に静磁場が形成される。また、シムコイル電源４４からシムコイルユニット３２に電流が供給されて、撮像空間に形成された静磁場が均一化される。

そして、以下の第１〜第３の処理がリアルタイムで並行して実行されながら、ＭＲ信号が収集される。

第１に、温度センサ３６Ａ〜３６Ｄはそれぞれ、傾斜磁場コイルユニット３３内の温度を一定の時間間隔で検出し、これをシーケンスコントローラ５８経由でズレ算出部６５及びシステム制御部６１に入力する。
ズレ算出部６５は、温度センサ３６Ａ〜３６Ｄの検出温度の平均値が撮像領域周囲の鉄シムの温度であると近似し、この平均値に基づいて、実際の共鳴中心周波数を算出する。なお、実際には冷却液が循環するため（図３参照）、傾斜磁場コイルユニット３３の温度と、鉄シムの温度とは若干異なる。

共鳴中心周波数の算出方法は、例えば、特許文献１に記載の手法を用いることができる。即ち、温度変化量に応じた共鳴中心周波数のシフト量のテーブルデータを、ＭＲＩ装置１０の据付調整時等からズレ算出部６５に予め記憶させる。ズレ算出部６５は、その時点の温度センサ３６Ａ〜３６Ｄの検出温度の平均値と、初期温度との差に基づいてテーブルデータとの照合により、共鳴中心周波数のシフト量を算出できる。

ズレ算出部６５は、ステップＳ２のＣＦスキャンで算出された初期温度での共鳴中心周波数から、上記シフト量だけずらすことで、その時点の実際の共鳴中心周波数を算出できる。
また、ズレ算出部６５は、現在設定されているＲＦパルスの中心周波数と、上記のように算出した実際の共鳴中心周波数とのズレを算出し、算出結果をシステム制御部６１に入力する。

温度センサ３６Ａ〜３６Ｄによる温度計測は一定の時間間隔で継続されるので、ズレ算出部６５による現在設定されているＲＦパルスの中心周波数と、実際の共鳴中心周波数とのズレの算出も、一定の時間間隔で実行される。即ち、現在設定されているＲＦパルスの中心周波数と、実際の共鳴中心周波数とのズレが、リアルタイムでシステム制御部６１に順次入力される。

第２に、システム制御部６１は、現在設定されているＲＦパルスの中心周波数と、実際の共鳴中心周波数とのズレが閾値（又は所定レベル）を超える都度、その次の候補タイミングにＣＦスキャンが挿入されるように、パルスシーケンスを設定し直す。この手法については、図６及び図８で説明した通りである。
上記のズレの所定値については、以下のトレードオフを考慮しつつ、画質が許容範囲内となる程度に設定されることが望ましい。即ち、ズレの所定値が小さいほど、ＣＦスキャンの頻度が多くなって画質が向上する反面、撮像時間が長くなる、ＳＡＲが増加する、といったおそれがある。

なお、上記ＳＡＲは、比吸収率(Specific Absorption Ratio)であり、生体組織１ｋｇに吸収されるＲＦパルスのエネルギーを意味する。安全面から例えば任意の１０秒間、６分間のＳＡＲがそれぞれ第１又は第２の上限値を超えないように定められており、全身、頭部等の部位によっても上限値は異なる。
挿入方法については、挿入タイミングがパルスシーケンスにおいて元々空き時間となっている部分に該当し、且つ、その空き時間の長さが「ＣＦスキャンの実行期間」以上であるか否かに応じて、ＣＡＳＥ１又はＣＡＳＥ２（図６参照）でパルスシーケンスの途中にリアルタイムで挿入される。

第３に、ＣＦスキャンの実行の都度、システム制御部６１は、ＣＦスキャンの実行結果に基づいて共鳴中心周波数を算出し、ＲＦパルスの中心周波数を、算出した共鳴中心周波数に更新する。即ち、ＣＦスキャンの実行直後にＲＦパルスの中心周波数が更新されて、パルスシーケンスが継続される。

なお、パルスシーケンスのハードウェア的な動作は、以下のようになる。
入力装置７２からシステム制御部６１に撮像開始指示が入力されると、システム制御部６１は、パルスシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ５８に入力する。シーケンスコントローラ５８は、入力されたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８及びＲＦ受信器５０を駆動させることで、被検体Ｐの撮像部位が含まれる撮像領域に傾斜磁場を形成させると共に、ＲＦコイルユニット３４からＲＦパルスを発生させる。

このため、被検体Ｐ内の核磁気共鳴により生じたＭＲ信号がＲＦコイルユニット３４及び受信ＲＦコイル２４により検出されて、ＲＦ受信器５０に入力される。
ＲＦ受信器５０は、ＭＲ信号に前述の処理を施すことでＭＲ信号の生データを生成し、これら生データを画像再構成部６２に入力する。
画像再構成部６２は、ＭＲ信号の生データをｋ空間データとして配置及び保存する。

上記第１〜第３の処理が並行して実行されることで、ＲＦパルスの中心周波数と、その時点の共鳴中心周波数との差が閾値に達する都度、その達した時点の次の候補タイミングにＣＦスキャンが挿入される（図９の下段参照）。
ＣＦスキャンの実行の直後では、ＲＦパルスの中心周波数と、その時点の実際の共鳴中心周波数との差がほぼゼロになる。

しかし、パルスシーケンスの継続に伴って傾斜磁場コイルユニット３３に電流が供給されるので、傾斜磁場コイルユニット３３の発熱は、原則的にはパルスシーケンスの終了まで続く。このため、冷却制御装置５２により冷却管３８内に冷却媒体を循環させても、傾斜磁場コイルユニット３３及び鉄シムの温度は上昇し、ＲＦパルスの中心周波数と、共鳴中心周波数との差（ズレ）が再び大きくなる。

ズレが閾値を超えると、ＣＦスキャンが挿入されて、ＲＦパルスの中心周波数と、その時点の実際の共鳴中心周波数とのズレがほぼゼロになる。
このようなリアルタイムでのＣＦスキャンの挿入により、ＲＦパルスの中心周波数と、共鳴中心周波数との差が閾値を大幅に超えないように制御されつつ、パルスシーケンスが継続され、ＭＲ信号が収集される。
パルスシーケンスの終了後、ステップＳ５に進む。

［ステップＳ５］画像再構成部６２は、ｋ空間データにフーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで画像データを再構成し、得られた画像データを画像データベース６３に保存する。

画像処理部６４は、画像データベース６３から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施すことで２次元の表示用画像データを生成し、この表示用画像データを記憶装置７６に保存する。この後、システム制御部６１は、表示用画像データが示す画像を表示装置７４に表示させる。

以上が第１の実施形態のＭＲＩ装置１０の動作説明である。以下、従来技術との違いについて説明する。

例えばダイナミック撮像の場合、１時相（１ループ）の間に複数画像のＭＲ信号の収集が所定の時間間隔で繰り返される。そして、第１時相（第１ループ）、第２時相（第２ループ）、第３時相（第３ループ）…と続くが、それぞれのループは、同じパルスシーケンスであり、撮像時刻（どの時点で被検体が撮像されるか）だけが異なる。
また、例えばＤＷＩ（Diffusion weighted Imaging:拡散強調イメージング）の場合、ｂ値が変わる毎に次のループとなり、第１ループ、第２ループ、同様の収集動作が繰り返される。

従来技術では、例えばダイナミック撮像の時相間の空き時間の内、ユーザが選択した空き時間において、計測された温度変化に基づいてＲＦパルスの中心周波数が補正される。即ち、従来技術では、１ループの途中にＣＦスキャンが挿入されることはなかった。これに対し第１の実施形態では、図４や図７等で説明したように、１つ画像のＭＲ信号の収集途中も含めて、１ループの途中にＣＦスキャンが挿入される。この点は、従来技術との大きな違いである。

即ち、ＲＦパルスの中心周波数の更新タイミングは、ループ間のタイミングに限定されることはなく、１画像のＭＲ信号の収集途中も含めてループの途中の各候補タイミングにおいてもＣＦスキャンによりＲＦパルスの中心周波数を更新できる。従って、第１の実施形態によれば、ＲＦパルスの中心周波数を従来よりも適切なタイミングで更新（補正）できる。

第１の実施形態では、ループの途中であるか否かに拘らず、現在使用中のＲＦパルスの中心周波数と、温度計測結果から算出される実際の共鳴中心周波数との差が閾値を超える都度、その次の候補タイミングにＣＦスキャンが挿入され、ＲＦパルスの中心周波数が更新される。
このようなリアルタイムでのＣＦスキャンの挿入により、ＲＦパルスの中心周波数と、共鳴中心周波数との差が閾値を大幅に超えないように制御されつつ、パルスシーケンスが継続される。

従って、第１に、ＲＦパルスの中心周波数と、共鳴中心周波数との差が閾値を大幅に超えることはない。
また、第２に、各々の候補タイミングは、前述のようにアーチファクトを与えにくいタイミングとしてパルスシーケンスの開始前に算出される。
以上の２点を考慮すれば、パルスシーケンスの継続によってガントリ３０の温度が上昇しても、脂肪抑制プレパルスなどのプレパルスの効果が共鳴中心周波数のシフトによって劣化することはない。即ち、傾斜磁場コイルの発熱に起因した共鳴中心周波数のシフトに拘らず、ＲＦパルスの中心周波数を常に共鳴中心周波数にほぼ合致させるため、良好な画像が得られる。

ダイナミック撮像のように撮像時間が長いほど傾斜磁場コイルユニット３３の温度が上昇し、共鳴中心周波数がシフトするが、そのような場合において、第１の実施形態の効果が特に顕著に表れる。

従って、第１の実施形態よれば共鳴中心周波数の変化に追従できるため、傾斜磁場コイルユニット３３の冷却機能を最小限に留めることもできるので、冷却コストを削減できる。また、共鳴中心周波数の変化に追従できるため、熱伝導性の高い（熱容量の少ない）傾斜磁場コイルユニット３３を使用することもできる。

以上説明した実施形態によれば、傾斜磁場コイルの発熱に起因した共鳴中心周波数のシフトに拘らず、ＲＦパルスの中心周波数を従来よりもさらに適切に設定することができる。

（第２の実施形態）
第１の実施形態では、温度計測結果に基づいてＣＦスキャンの挿入タイミングがリアルタイムで決定される例を述べた。
これに対し第２の実施形態では、ＣＦスキャンの挿入タイミング決定のための温度計測が行われず、撮像条件に基づいてＣＦスキャンの挿入タイミングがパルスシーケンス開始前に算出される例を述べる。

なお、実際のＭＲＩ装置では、ガントリ３０の温度が例えば９０℃などの所定温度に達すると安全面からシステムが停止するように設計されており、そのための温度計測及び制御が実行される。
従って、第２の実施形態のＭＲＩ装置は、ハードウェア的には、図１〜図３で説明した第１の実施形態のＭＲＩ装置１０と同じである。

図１１は、傾斜磁場コイルの推定温度変化と、ＣＦスキャンの挿入タイミングとの関係の一例を示す模式的タイミング図である。
図１１の上段は、パルスシーケンスの開始時刻ｔ０からの傾斜磁場コイルの推定温度変化を示す。図１１の上段において、縦軸は傾斜磁場コイルの温度を示し、横軸はパルスシーケンス開始からの経過時間ｔを示す。

図１〜図３のハードウェア構成の例では、上記「傾斜磁場コイル」は、Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｍｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｍｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｍｚ、Ｘ軸シールドコイル３３ｓｘ、Ｙ軸シールドコイル３３ｓｙ、Ｚ軸シールドコイル３３ｓｚの６つを指す。従って、「傾斜磁場コイルの温度」は、例えば、これら６つのコイルの平均値として捉えてもよく、以下では一例として「傾斜磁場コイルユニット３３の温度」と表現する。
図１１の下段は、ＣＦスキャンの候補タイミング(CANDIDATE TIMING)及び挿入タイミング(INSERT TIMING)を示し、横軸は、上段と同じパルスシーケンス開始からの経過時間ｔを示す。

以下、図１１を参照しながら、ＣＦスキャンの挿入タイミングの算出方法の一例について説明する。
まず、候補算出部６６は、パルスシーケンスの条件に基づいて、第１の実施形態と同様に候補タイミングを算出する（図１１下段）。
また、パルスシーケンスの開始直前にＣＦスキャンが実行されて、その実行結果に基づいて、パルスシーケンス開始時のＲＦパルスの中心周波数が設定される。
従って、パルスシーケンス開始時刻ｔ０において、共鳴中心周波数と、ＲＦパルスの中心周波数とのズレはないものとする。

一方、ズレ算出部６５は、共鳴中心周波数のシフトによって生じるＲＦパルスの中心周波数と、共鳴中心周波数とのズレが閾値（所定レベル）を超える時間を撮像条件に基づいて算出（推定）する。
上記「閾値を超える時間」は、例えば、パルスシーケンス開始時刻ｔ０を基準に、パルスシーケンス開始からの経過時間で換算できる。

上記共鳴中心周波数のシフトは、鉄シムの温度上昇に伴う透磁率の変化に起因するが、鉄シムの温度上昇の要因は以下である。
第１に、傾斜磁場コイルユニット３３の発熱が伝達されて鉄シムを暖める要素である。
第２に、傾斜磁場の変化により生じる渦電流磁場によって鉄シムが発熱する要素である。

ここで、通常のＭＲＩ装置の使用の温度範囲（例えば２０℃〜９０℃）では、温度に対する透磁率がほぼ１次関数的に変化することを本実施形態では利用する。
具体的には、鉄シムの透磁率が温度上昇に対して１次関数的に変化すれば、撮像領域の磁場強度（テスラ）も１次関数的に変化するため、撮像領域の共鳴中心周波数も１次関数的に変化する。ラーモア周波数は磁場強度に比例するからである。

さらに、鉄シムの温度変化が傾斜磁場コイルユニット３３の温度変化に等しいと近似すれば、共鳴中心周波数のシフト量の時間変化は、傾斜磁場コイルユニット３３の温度変化に近似できる。従って、ここでは一例として、ズレ算出部６５は、撮像条件に基づいて傾斜磁場コイルユニット３３の推定温度変化を算出し、この推定温度変化を共鳴中心周波数のシフト量の推定時間変化として取り扱う。

傾斜磁場コイルユニット３３の発熱は、傾斜磁場コイルへの電流供給によって生じる。なお、傾斜磁場コイルに与えられる熱エネルギーは、電流の２乗と、抵抗値との積に比例するので、ここでは電圧については考慮しない。

従って、傾斜磁場コイルユニット３３の推定温度変化は、撮像条件における傾斜磁場コイルへの供給電流の時間変化（デューティ比などを含む）に基づいて、傾斜磁場コイルユニット３３に与えられる熱量から算出可能である。

具体的には例えば、ズレ算出部６５は、傾斜磁場コイルへの供給電流の絶対値の時間積分値を、パルスシーケンス開始時刻ｔ０からパルスシーケンスの終了時刻まで一定の時間間隔でそれぞれ算出する。ズレ算出部６５は、この時間積分値の時間変化を傾斜磁場コイルユニット３３の推定温度変化として近似し、傾斜磁場コイルユニット３３の推定温度変化を鉄シムの推定温度変化、さらには共鳴中心周波数のシフト量の推定時間変化として近似する。

この場合、システム制御部６１は、例えば、傾斜磁場コイルユニット３３の推定温度が所定温度増分ＴＰだけ上昇するタイミング毎に（即ち、共鳴中心周波数が一定値だけシフトする毎に）、その直後の候補タイミングにＣＦスキャンを挿入する。
なお、所定温度増分ＴＰについては、ＲＦパルスの中心周波数と、共鳴中心周波数とのズレを鑑みて、第１の実施形態で述べたトレードオフを考慮しつつ、画質が許容範囲内となる程度に設定することが望ましい。

図１１の上段において、温度ＴＥ０は、パルスシーケンス開始時刻ｔ０での傾斜磁場コイルユニット３３の推定温度であり、例えば、冷却制御装置５２により制御される撮像開始前のガントリ３０の基準温度とすることができる。

なお、既に実行済みのパルスシーケンスにより傾斜磁場コイルユニット３３が発熱している場合、温度ＴＥ０の具体値は算出しなくてもよい。パルスシーケンスの開始前にはＣＦスキャンが実行され、ＲＦパルスの中心周波数と、共鳴中心周波数とのズレが一時的に殆どゼロとなるので、どれだけ温度が上昇したかが分かれば十分だからである。

図１１の上段において、温度ＴＥ０から、所定温度増分ＴＰずつ上昇した温度がそれぞれ温度ＴＥ１、ＴＥ２、ＴＥ３、ＴＥ４である。傾斜磁場コイルユニット３３の推定温度が温度ＴＥ１、ＴＥ２、ＴＥ３、ＴＥ４となる時刻をそれぞれｔ１、ｔ２、ｔ３、ｔ４とする。この場合、システム制御部６１は、図１１の下段に示すように、複数の候補タイミングの中から、時刻ｔ１、ｔ２、ｔ３、ｔ４の直後の候補タイミングをＣＦスキャンの挿入タイミングとしてそれぞれ選択する。

パルスシーケンスの途中におけるＣＦスキャンの実行の都度、ＲＦパルスの中心周波数が更新され、ＲＦパルスの中心周波数と共鳴中心周波数とのズレが一時的に殆どゼロに戻る。
このため、傾斜磁場コイルユニット３３の推定温度が所定温度増分ＴＰだけ上昇する都度、その直後の候補タイミングでＣＦスキャンを実行すれば、ＲＦパルスの中心周波数と共鳴中心周波数とのズレが所定レベルを超える都度、ＣＦスキャンを実行することと等価になる。

従って、ＥＰＩのように傾斜磁場コイルの発熱量が多いパルスシーケンスでは、傾斜磁場コイルユニット３３の温度上昇が早いので、単位時間当たりのＣＦスキャンの挿入頻度も多くなる。

なお、傾斜磁場コイルユニット３３の推定温度変化の算出方法については、上記のように供給電流の時間積分値で簡単化して算出してもよいが、他の手段でもよい。

例えば、ＭＲＩ装置１０の据え付け調整時において、温度センサ３６Ａ〜３６Ｄにより傾斜磁場コイルユニット３３の温度変化を計測しながらパルスシーケンスを実行することで、多くの種類のパルスシーケンス毎に温度変化のパターンを実験値としてデータ化できる。そして、据え付け調整時に、パルスシーケンス毎の温度変化データをズレ算出部６５に記憶させればよい。

この場合、ズレ算出部６５は、記憶された温度変化データの中から、これから実行されるパルスシーケンスに最も近いパルスシーケンスのデータを選択することで、傾斜磁場コイルユニット３３の推定温度変化を算出できる。具体的には、選択されたパルスシーケンスと、これから実行されるパルスシーケンスとの傾斜磁場コイルへの供給電流の差分の時間積分値の時間変化に基づいて、選択されたパルスシーケンスの温度変化データを修正すればよい。

図１２は、第２の実施形態におけるＭＲＩ装置１０の動作の流れの一例を示すフローチャートである。以下、図１２に示すステップ番号に従って、ＭＲＩ装置１０の動作を説明する。

［ステップＳ１１〜Ｓ１３］第１の実施形態のステップＳ１〜Ｓ３とそれぞれ同様であるため、重複する説明を省略する。この後、ステップＳ１４に進む。

［ステップＳ１４］ズレ算出部６５は、撮像条件における傾斜磁場コイルへの供給電流の時間変化に基づいて、傾斜磁場コイルユニット３３の推定温度変化を算出し、これを鉄シムの推定温度変化、さらには共鳴中心周波数のシフト量の推定時間変化として近似する。この算出方法については前述の通りである。

システム制御部６１は、傾斜磁場コイルユニット３３の推定温度が所定温度増分ＴＰだけ上昇する都度、次の候補タイミングにＣＦスキャンが挿入されるように、複数の候補タイミングからＣＦスキャンの挿入タイミング選択することで、パルスシーケンスを設定する。これは、ＲＦパルスの中心周波数と共鳴中心周波数とのズレが所定レベルに達する毎に、ＣＦスキャンが実行されることと等価になる。
この後、ステップＳ１５に進む。

［ステップＳ１５］システム制御部６１は、ＭＲＩ装置１０の各部を制御することで、ステップＳ１４で設定した本スキャンのパルスシーケンスを実行させる。
即ち、ステップＳ１４で選択されたタイミングでＣＦスキャンが実行され、ＣＦスキャンの実行の都度、ＲＦパルスの中心周波数がＣＦスキャンの実行結果に基づく値に更新されてパルスシーケンスが継続される。
このようにしてパルスシーケンスが実行され、撮像領域からＭＲ信号が収集される。この後、ステップＳ１６に進む。

［ステップＳ１６］第１の実施形態のステップＳ５と同様であるため、重複する説明を省略する。
以上が第２の実施形態のＭＲＩ装置１０の動作説明である。

このように第２の実施形態では、傾斜磁場コイルユニット３３の推定温度変化に基づいて、どの程度の頻度で、どのタイミングでＣＦスキャンが挿入されるかがパルスシーケンスの実行前に調整される。従って、第２の実施形態においても、第１の実施形態と同様の効果を得ることができる。

さらに、第２の実施形態では、パルスシーケンスの実行中に、ＣＦスキャンの挿入タイミングを決定するための温度計測が不要というメリットがある。

（実施形態の補足事項）
［１］第１及び第２の実施形態において、演算装置６０内の各構成要素による「共鳴中心周波数や候補タイミング等の算出」や、「ＣＦスキャンが挿入されるようにパルスシーケンスを設定し直す計算」などの処理は、自動的に実行される。
但し、ＣＦスキャンの挿入タイミングについて、上記の各実施形態は、演算装置６０により完全に自動的に実行する形態に限定されるものではない。

例えば、第１の実施形態におけるＲＦパルスの中心周波数と、共鳴中心周波数とのズレの閾値については、ユーザが入力装置７２を介して入力するようにしてもよい。
或いは、ステップＳ３で自動算出された候補タイミングを表示装置７４に表示し、入力装置７２を介して、ＣＦスキャンが挿入されるタイミングの一部をユーザが選択する構成としてもよい。例えば、候補タイミングに該当する限り、少なくとも所定数の画像のＭＲ信号の収集が終わる都度、ＣＦスキャンが挿入されるように、ユーザが入力設定できるように入力装置７２等の各部を構成してもよい。

［２］第１の実施形態では、現在使用中のＲＦパルスの中心周波数と、温度計測結果から算出される実際の共鳴中心周波数との差が閾値を超える都度、次の候補タイミングにＣＦスキャンが挿入される例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。

例えば、温度計測により、傾斜磁場コイルユニット３３の温度が所定温度増分だけ上昇する毎に、次の候補タイミングにＣＦスキャンを挿入し、ＲＦパルスの中心周波数を更新するように制御してもよい。

［３］傾斜磁場コイルユニット３３の大きさを考慮すると、本スキャン実行によって発熱が生じれば、傾斜磁場コイルユニット３３内で温度が均一にはならない。例えば、Ｘ、Ｙ、Ｚの各軸方向に離間して、傾斜磁場コイルユニット３３内に多数の温度センサが配置される場合を考える。
この場合、第１の実施形態において、例えば、撮像断面に近い温度センサほど、大きい重み係数が乗じられるように、各温度センサが検出した温度差に、重み係数をそれぞれ乗じる。そして、重み係数が乗じられた各温度差を合算する。合算した温度差を、温度センサの数で割ることで、重み付け平均された温度差を算出する。このように重み付け平均された温度差に基づいて、中心周波数のシフト量を求めてもよい。

［４］請求項の用語と実施形態との対応関係を説明する。なお、以下に示す対応関係は、参考のために示した一解釈であり、本発明を限定するものではない。

ガントリ３０内の各構成要素、及び、静磁場電源４２、シムコイル電源４４、傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８、ＲＦ受信器５０、シーケンスコントローラ５８の全体（図１参照）が、傾斜磁場及びＲＦパルスの印加を伴ったパルスシーケンスにより被検体ＰからＭＲ信号を収集する機能は、請求項記載の信号収集部の一例である。

ズレ量算出部６５により算出されたズレ及び複数の候補タイミングに応じたタイミングでＣＦスキャンが挿入されるように、パルスシーケンスを設定するシステム制御部６１は、請求項記載のシーケンス設定部の一例である。
温度センサは、請求項記載の温度計測部の一例である。

［５］本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１０：ＭＲＩ装置，
２０：寝台ユニット，２２：天板，
３１：静磁場磁石，３２：シムコイルユニット，３３：傾斜磁場コイルユニット，
３４：ＲＦコイルユニット，４０：制御装置，６０：演算装置

Claims (10)

1. 傾斜磁場の印加及びＲＦパルスの送信が含まれるパルスシーケンスを実行することで撮像領域から核磁気共鳴信号を収集し、前記核磁気共鳴信号に基づいて画像データを再構成する磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記パルスシーケンスの開始後における、前記撮像領域における撮像対象原子の磁気共鳴の中心周波数と、前記ＲＦパルスの中心周波数とのズレを算出するズレ算出部と、
   前記ＲＦパルスの送信を伴って前記撮像対象原子の磁気共鳴の中心周波数を計測する中心周波数スキャンが前記パルスシーケンスの途中に挿入される場合に、前記中心周波数スキャンの挿入の候補タイミングを撮像条件に基づいて複数算出する候補算出部と、
   前記パルスシーケンスの途中に、前記ズレ算出部により算出されたズレ及び前記候補タイミングに応じたタイミングで前記中心周波数スキャンが挿入されるように、前記パルスシーケンスを設定するシーケンス設定部と、
   前記中心周波数スキャンの実行の後、前記ＲＦパルスの中心周波数が前記中心周波数スキャンの実行結果に基づく値に再設定されてから前記パルスシーケンスが継続されるように前記パルスシーケンスを実行することで、前記撮像領域から前記核磁気共鳴信号を収集する信号収集部と、
   前記信号収集部により収集された前記核磁気共鳴信号に基づいて前記画像データを再構成する画像再構成部と
   を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記候補算出部は、前記パルスシーケンスの開始後に送信される全ての前記ＲＦパルスに対応する前記核磁気共鳴信号の収集が完了後のタイミングとなるように、最先の前記候補タイミングを算出し、直前の前記候補タイミングの後に送信される全ての前記ＲＦパルスに対応する前記核磁気共鳴信号の収集が完了後のタイミングとなるように、残りの前記候補タイミングをそれぞれ算出する
   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。
3. 再収束ＲＦパルスの送信及び１位相エンコードステップの前記核磁気共鳴信号の収集を、励起ＲＦパルスの送信後に複数回順次実行する動作を１のセットとして繰り返すことで、１画像の全位相エンコードステップの前記核磁気共鳴信号を収集するＦＳＥ(Fast Spin Echo)法の前記パルスシーケンスの場合、前記候補算出部は、各々の前記セット間のタイミングを複数の前記候補タイミングとして算出する
   ことを特徴とする請求項１又は請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 励起ＲＦパルスの送信及び１位相エンコードステップの前記核磁気共鳴信号の収集を、プレパルスの送信後に複数回順次実行する動作を１のセグメントとして繰り返すことで、１画像の全位相エンコードステップの前記核磁気共鳴信号を収集するＦＦＥ(Fast Field Echo)法の前記パルスシーケンスの場合、前記候補算出部は、各々の前記セグメント間のタイミングを複数の前記候補タイミングとして算出する
   ことを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記パルスシーケンスがシングルショットのエコープラナーイメージングの場合、前記候補算出部は、１画像に再構成される前記核磁気共鳴信号の収集後、次の画像に再構成される前記核磁気共鳴信号に対応するＲＦパルスの送信前となるように、複数の前記候補タイミングを算出する
   ことを特徴とする請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記シーケンス設定部は、脂肪組織からの前記核磁気共鳴信号を抑制する脂肪抑制プレパルスが前記ＲＦパルスに含まれるように、前記パルスシーケンスを設定する
   ことを特徴とする請求項１乃至請求項５のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記ズレ算出部は、前記撮像対象原子の磁気共鳴の中心周波数と、前記ＲＦパルスの中心周波数とのズレが所定レベルを超える時間を前記撮像条件に基づいて算出し、
   前記シーケンス設定部は、前記ズレが所定レベルを超える時間に基づいて、前記中心周波数スキャンが挿入されるタイミングを複数の前記候補タイミングから選択することで、前記パルスシーケンスを設定する
   ことを特徴とする請求項１乃至請求項６のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 供給電流に応じた前記傾斜磁場を前記撮像領域に印加する傾斜磁場コイルユニットをさらに備え、
   前記ズレ算出部は、前記撮像条件における前記傾斜磁場コイルユニットへの供給電流の時間変化、又は、前記供給電流の時間積分値に基づいて、前記撮像対象原子の磁気共鳴の中心周波数のシフト量の時間変化を算出することで、前記ズレが所定レベルを超える時間を算出する
   ことを特徴とする請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 供給電流に応じた前記傾斜磁場を前記撮像領域に印加する傾斜磁場コイルユニットと、
   前記パルスシーケンスの実行中に前記傾斜磁場コイルユニットの温度を計測する温度計測部と
   をさらに備え、
   前記ズレ算出部は、前記温度計測部の計測結果に基づいて、前記撮像領域における撮像対象原子の磁気共鳴の中心周波数と、前記ＲＦパルスの中心周波数とのズレの時間変化を前記パルスシーケンスの実行中に算出し、
   前記シーケンス設定部は、前記ズレの時間変化及び複数の前記候補タイミングに基づいて、次の前記中心周波数スキャンの挿入タイミングを前記パルスシーケンスの実行中に算出し、
   前記信号収集部は、前記パルスシーケンスの実行中に、前記挿入タイミングで前記中心周波数スキャンを挿入しつつ、前記パルスシーケンスを継続する
   ことを特徴とする請求項１乃至請求項６のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記シーケンス設定部は、前記撮像領域における撮像対象原子の磁気共鳴の中心周波数と、前記ＲＦパルスの中心周波数とのズレが所定レベルを超える都度、前記中心周波数スキャンが挿入されるように、前記挿入タイミングを算出する
    ことを特徴とする請求項９記載の磁気共鳴イメージング装置。

Images