JPH11239571A

JPH11239571A - Ｍｒｉ装置およびｍｒ撮像方法

Info

Publication number: JPH11239571A
Application number: JP10244638A
Authority: JP
Inventors: Mitsue Miyazaki; 美津恵宮崎
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1997-12-26
Filing date: 1998-08-31
Publication date: 1999-09-07
Anticipated expiration: 2018-08-31
Also published as: JP4143179B2

Abstract

(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、患者のＥＣＧ信号を収集す
る手段と、ＥＣＧ信号のＲ波の複数個それぞれに基づく
相異なる同期時刻のそれぞれにて患者の撮像部位に準備
用ＭＲスキャンを実行して複数枚の画像のＭＲ信号を収
集する準備用スキャン手段とを備える。さらに、ＭＲ信
号から複数枚の準備用画像を生成する手段と、その複数
枚の準備用画像を使って心電同期法のための適切な同期
時刻を特定する手段と、この特定された同期時刻に同期
してイメージング用ＭＲスキャンを実行する手段とを備
える。準備用スキャン手段は、ＥＣＧ信号のＲ波からの
遅延時間を複数通りの時間値に変更し、その遅延時間そ
れぞれの経過時に準備用ＭＲスキャンを実行する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】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）装置およびＭＲ（磁気共鳴）撮像方法に
関する。

【０００２】

【従来の技術】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Ｍ
Ｒ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Ｓ
Ｅ（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。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】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ＥＣ
Ｇ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、２
ｍ／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、その目的の１つは、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。

【００１０】また本発明の別の目的は、そのように心電
同期タイミングの最適化を図る際、横緩和時間が短めの
組織や血流の走行方向をも確実に描出し、その走行情報
を豊富化させることである。

【００１１】さらに本発明の別の目的は、そのような心
電同期タイミングの最適化の操作を極力、省力化（自動
化）し、オペレータの操作上の手間や負荷を軽減するこ
とである。

【００１２】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成させるた
め、本発明のＭＲＩ装置は、その第１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基づく相異なる同
期時刻にて前記被検体の前記領域に対して準備用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
準備用スキャン手段と、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準備用画像を生成する
準備用画像生成手段と、この複数枚の準備用画像の情報
をイメージング用ＭＲスキャンに反映させる準備情報反
映手段とを備える。

【００１３】例えば、前記準備情報反映手段は、前記複
数枚の準備用画像を表示する表示手段と、この表示され
た複数の準備用画像を目視観察したことに伴う前記心電
同期法のための同期時刻の情報を手動で前記イメージン
グ用ＭＲスキャンに反映させる手動反映手段とを備え
る。また、前記準備情報反映手段は、前記複数枚の準備
用画像を表示する表示手段と、この表示された複数の準
備用画像の所望位置を手動で指定する手動指定手段と、
この指定位置における前記準備用画像のデータの強度に
関する情報を自動的に演算する演算手段と、この演算手
段の演算結果から前記複数の準備用画像の内の所望の準
備用画像を自動的に選択する選択手段と、この選択され
た準備用画像が有する前記同期時刻を前記心電同期法の
ための同期時刻として自動的に前記イメージング用ＭＲ
スキャンに反映させる自動反映手段とを備える、ように
してもよい。

【００１４】また、本発明のＭＲＩ装置の第２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基づく相
異なる同期時刻にて前記被検体の撮像対象を含む領域に
対して準備用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準備用スキャン手段と、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準
備用画像を生成する準備用画像生成手段と、前記複数枚
の準備用画像の情報に基づいて心電同期法のための所望
の同期時刻を特定する同期時刻特定手段と、この特定さ
れた同期時刻に同期して前記被検体の前記領域に対する
イメージング用ＭＲスキャンを実行するイメージング用
スキャン手段とを備える。

【００１５】この第２の態様に係る構成において、例え
ば、前記信号収集手段は、前記心時相を表す信号として
前記被検体のＥＣＧ信号を収集する手段である。また、
例えば、前記準備用スキャン手段は、前記ＥＣＧ信号に
含まれる参照波としてのＲ波からの遅延時間を複数通り
の時間値に変更する変更手段と、変更された前記遅延時
間それぞれの経過時を前記同期時刻として前記準備用Ｍ
Ｒスキャンを開始させるスキャン開始手段とを備える。
この準備用スキャン手段がスキャン対象とする前記被検
体の撮像対象は、一例としては、原子核スピンの横緩和
時間が短めの組織または血流である。

【００１６】とくに、好適には、前記準備用ＭＲスキャ
ンおよび前記イメージング用ＭＲスキャンは共に同一種
類のパルスシーケンスを用いる。一例として、このパル
スシーケンスは高速ＳＥ法のパルスシーケンスまたはこ
の高速ＳＥ法を用いたＦＡＳＥ法などのパルスシーケン
スである。このパルスシーケンスは、例えば、１回のＲ
Ｆ励起当たりのスキャン時間は約２００ｍｓｅｃ以上で
ある。また、このパルスシーケンスは、例えば、前記Ｍ
Ｒ信号を周波数空間に配置してフーリエ変換することで
実空間画像を再構成するフーリエ変換法に依存するシー
ケンスであって、前記周波数空間をその位相エンコード
方向の所定量毎に分割して前記ＭＲ信号を配置するシー
ケンスであってもよい。

【００１７】また別の例として、前記パルスシーケンス
はセグメンテッド高速ＦＥ法のパルスシーケンスであ
る。このセグメンテッド高速ＦＥ法のパルスシーケンス
は、例えば、前記Ｒ波間において複数の相異なる時刻の
各々毎に複数個のエコー信号を収集し、前記被検体の前
記領域を通るシングルスライスに対応する複数の２次元
ｋ空間それぞれに同一時刻の前記エコー信号を配置する
パルス列を有する。

【００１８】さらに別の例として、前記パルスシーケン
スはＥＰＩ法のパルスシーケンスである。

【００１９】さらに別の観点から、前記準備用ＭＲスキ
ャンは２次元スキャンのパルスシーケンスを用い、且つ
前記イメージング用ＭＲスキャンは３次元スキャンのパ
ルスシーケンスを用いるようにしてもよい。

【００２０】以上の構成によれば、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が事前に適切また
は最適に設定され、安定した且つ高描出能のＭＲ像が提
供される。

【００２１】１つの例として、１回のＲＦ励起に伴う撮
像時間が１心拍に比較して比較的長いパルスシーケンス
に拠るものであっても、複数の心拍それぞれに対して遅
延時間をダイナミックに変えながら準備用ＭＲスキャン
が複数回行われる。具体的には、複数のＲ波それぞれか
らの遅延時間が種々調整される。この遅延時間の大小の
程度を適宜に変えることで、Ｒ波出現直後の乱流的な流
れの時間帯を回避し、かつ、比較的安定した流れの時間
帯に合わせた複数通りの準備用ＭＲスキャンを実施でき
る。このため比較的コントラストの良い、遅延時間の異
なる複数枚の再構成画像が得られる。この画像の中か
ら、大動脈などの撮像対象が最も良好に描出されている
画像を選択でき、その画像データ収集時の遅延時間を適
切な又は最適な同期タイミングとして決することができ
る。

【００２２】したがって、心電同期イメージング用ＭＲ
スキャンを実施する際、撮像対象が例えば横緩和時間Ｔ
₂が短めの血液であっても、その血液に対する適切な又
は最適な同期タイミングが事前に設定されている。つま
り、被検体自体の固体差、診断部位の相違、さらには診
断する撮像対象の相違などがあっても、個々の被検体、
診断部位、撮像対象に対して、同期タイミングがＭＲ信
号値の観点から常に所望の適切なタイミングに設定され
ている。このため、フローボイド現象などに因る信号値
低下などの事態を低減または排除し、血流などの撮像対
象からのエコー信号の強度を上げることができる。した
がって、撮像対象を確実に捕捉した描出能の高い高品質
のＭＲ画像を得ることができる。

【００２３】また別の例として、１回の励起に伴う撮像
時間が比較的短いｓｅｇ．ＦＦＥ法に心電同期法を併用
して心臓などを撮像する場合も、その心電同期タイミン
グが事前に適切に設定されるので、撮像対象を確実に捕
捉した高描出能のＭＲ像が提供される。

【００２４】さらに、本発明のＭＲＩ装置は、前記第２
の態様の構成において、前記準備用スキャン手段は、前
記撮像対象の複数種それぞれの走行方向に対応させた位
相エンコード方向で前記準備用ＭＲスキャンを撮像対象
別に実行する実行手段を有し、前記準備用画像生成手段
は、撮像対象別に、前記準備用ＭＲスキャンで収集した
前記ＭＲ信号から前記複数枚分の準備用画像を生成する
手段であり、前記同期時刻特定手段は、撮像対象別に、
前記複数枚の準備用画像の情報に基づいて前記所望の同
期時刻を特定する手段であり、前記イメージング用スキ
ャン手段は、前記撮像対象の複数種それぞれの走行方向
に対応させた位相エンコード方向で且つ前記撮像対象別
に特定した前記所望の同期時刻に同期して前記イメージ
ング用ＭＲスキャンを撮像対象別に実行する実行手段を
有することができる。

【００２５】この複数種の撮像対象は、例えば、前記被
検体の前記領域内を空間的に異なる方向に走行する複数
種の血流である。また例えば、前記イメージング用スキ
ャン手段は、前記イメージング用ＭＲスキャンで収集さ
れたエコー信号を撮像対象別に収集する収集手段と、そ
の撮像対象別のエコー信号から前記領域の画像データを
生成する生成手段とを備える。さらに例えば、前記生成
手段は、前記エコー信号を撮像対象別に実空間画像のデ
ータに再構成する手段と、この撮像対象別の再構成デー
タを画素毎に合成する手段とを備える。

【００２６】また、前述した第２の態様の構成におい
て、前記準備用スキャン手段は、前記準備用ＭＲスキャ
ンに供する位相エンコード方向を前記撮像対象の走行方
向に合わせて設定する手段を有することもでできる。

【００２７】以上の構成により、準備用画像における画
素値の位相エンコード方向のぼけと血流などの撮像対象
の走行方向が一致するので、その走行方向が強調された
ＭＲ像となり、撮像対象の方向描出能が向上する。した
がって、この準備用画像を使って心電同期タイミングを
選択・設定するときの精度を格段に向上させることがで
きる。加えて、イメージング用スキャン手段において
も、その位相エンコード方向を撮像対象の走行方向に合
わせるので、最終的に得られるＭＲ像の方向描出能も向
上する。

【００２８】さらに、本発明のＭＲＩ装置は、前記第２
の態様の構成において、前記準備用スキャン手段により
前記準備用ＭＲスキャンを実行している間は前記被検体
に息止めの遂行を指令する息止め指令手段を備えること
もできる。このように息止め法を併用することで、準備
用ＭＲスキャン中の被検体の体動が少なくなるので、こ
の体動に起因したアーチファクトの発生を抑えたＭＲ像
を得ることができる。したがって、このＭＲ像を使って
心電同期タイミングを選択・設定するときの精度を格段
に向上させることができる。

【００２９】またさらに、本発明のＭＲＩ装置は、前記
第２の態様の構成において、前記同期時刻特定手段を、
前記複数枚の準備用画像をオペレータに提示するととも
にオペレータが望む部位の指定を受けるインターフェー
ス手段と、前記関心部位の前記エコー信号の強度に関す
るデータから前記所望の同期時刻を確定する確定手段と
を備えるように構成してもよい。一例として、前記同期
時刻特定手段は、確定された前記所望の同期時刻を前記
イメージング用ＭＲスキャンのシーケンスに自動的に反
映させる反映手段をさらに備えることができる。また別
の例として、前記インターフェース手段は、前記複数枚
の準備用画像それぞれに前記相異なる複数の同期時刻そ
れぞれを表す情報を各別に重畳させて表示する表示手段
を備えていてもよい。さらに別の例として、前記インタ
ーフェース手段は、前記オペレータが望む部位をＲＯＩ
で指定を受けるＲＯＩ指定手段を備える一方で、前記確
定手段は、前記ＲＯＩの部分の信号強度分布をその部分
に対応する画素値から演算する手段と、その信号強度分
布から所定のアルゴリズムで前記所望の同期時刻を決め
る手段とを備えることもできる。

【００３０】これにより、心電同期タイミングの設定上
の操作が極力、省力化され、または自動化されるので、
オペレータの操作上の手間や負荷が軽減される。

【００３１】さらに、本発明のＭＲ撮像方法によれば、
被検体の心時相を表す信号に含まれる参照波の複数個そ
れぞれからの遅延時間を変更しながら、その変更された
前記遅延時間それぞれの経過時に前記被検体の撮像対象
を含む領域に対して準備用ＭＲスキャンを実行して準備
用画像をそれぞれ生成し、この複数枚の準備用画像の情
報に基づいて心電同期法のための所望の同期時刻を特定
し、その同期時刻に同期して前記被検体の前記領域に対
してイメージング用ＭＲスキャンを実行することを特徴
とする。これにより、心電同期タイミングを適切に又は
最適に設定できる。この同期タイミングに拠るイメージ
ング用ＭＲスキャンを確実に実行して、撮像対象の描出
能が最も高いＭＲ像を確実かつ安定に得ることができ
る。

【００３２】

【発明の実施の形態】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。

【００３３】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。

【００３４】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。

【００３５】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。

【００３６】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。

【００３７】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。

【００３８】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Ｇ_S、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_E、お
よび読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇ_R
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。

【００３９】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。

【００４０】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１
２、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。

【００４１】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。

【００４２】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。

【００４３】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、ＦＳ
Ｅ（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。

【００４４】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−Ｆ
ＡＳＥ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。

【００４５】

【外１】

【００４６】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。

【００４７】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。

【００４８】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。

【００４９】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。

【００５０】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。

【００５１】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。

【００５２】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。

【００５３】最初に、ホスト計算機６は、ＥＣＧ−ｐｒ
ｅｐ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Ｃ
ＮＴ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。

【００５４】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，Ｔｉｎ
ｃ＝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。

【００５５】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。

【００５６】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Ｓ
４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Ｓ
６）。この判断処理も遅延時間ＴDLが経過するまで続け
られる。

【００５７】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ＥＣ
Ｇ−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。

【００５８】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Ｆ
ＡＳＥ（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、Ｅ
ＰＩ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。

【００５９】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。

【００６０】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Ｓ
８）、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。

【００６１】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Ｓ１
１，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。

【００６２】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＝３００
ｍｓｅｃ，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Ｔ
DL＝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ＥＣＧｐｒｅｐ
１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。

【００６３】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Ｓ１
１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＝４００ｍｓｅ
ｃが経過した時点で、第２回目のスキャンＥＣＧｐｒｅ
ｐ２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。

【００６４】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（ＣＩＮ
Ｅ）表示する。

【００６５】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（ＥＴ
Ｓ）＝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（ＮＡ
Ｑ）＝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Ｔ
DLはそれぞれ、（ａ）でＴDL＝３００ｍｓｅｃ，（ｂ）
でＴDL＝４００ｍｓｅｃ，（ｃ）でＴDL＝５００ｍｓｅ
ｃ，（ｄ）でＴDL＝６００ｍｓｅｃ，（ｅ）でＴDL＝７
００ｍｓｅｃ、となっている。

【００６６】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く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。

【００６７】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。

【００６８】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。

【００６９】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＝１００〜２
００ｍｓ）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＞２００
０ｍｓ）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-tab
le and John C. Gore, "The loss of small objects in
Variable TE ima-ging: Implications for FSE, RARE,
and EPI", Magnetic Resonance in Medi-cine 28, 9-2
4, 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 ＝２４０
ｍｓ、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。

【００７０】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）Ｍ
ＲＡ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。

【００７１】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。

【００７２】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。

【００７３】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）。

【００７４】なお、ホスト計算機６は、このステップＳ
２１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。

【００７５】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Ｓ２
３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、ＥＣ
Ｇ−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）。

【００７６】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）。

【００７７】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Ｅ
ＣＧ−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。

【００７８】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。

【００７９】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Ｓ２
８）。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。

【００８０】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。

【００８１】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。

【００８２】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。

【００８３】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）。

【００８４】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。

【００８５】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）。

【００８６】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。

【００８７】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）。

【００８８】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Ｓ３
０）。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）。

【００８９】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。

【００９０】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。

【００９１】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。

【００９２】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
けてしまい、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。

【００９３】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。

【００９４】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。

【００９５】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。

【００９６】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Ｂ
１１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Ｂ１
１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。

【００９７】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。

【００９８】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。

【００９９】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。

【０１００】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。

【０１０１】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秒ちょっとで済む程度である。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。

【０１０２】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。

【０１０３】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４５°ずつ位相エンコード方
向が異なった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。

【０１０４】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。

【０１０５】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。

【０１０６】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Ｅ
ＣＧ−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 ，ＨＦse
2 ，…，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。

【０１０７】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。

【０１０８】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Ｍ
ＲＡデータとなる。

【０１０９】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。

【０１１０】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。

【０１１１】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。

【０１１２】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，ＲＬ
４，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。

【０１１３】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。

【０１１４】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。

【０１１５】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。

【０１１６】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。

【０１１７】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。

【０１１８】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−ｐｒｅ
ｐスキャンを順次実行するようになっている。最初のＥ
ＣＧ−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。

【０１１９】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。

【０１２０】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Ｆ
ＡＳＥ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。

【０１２１】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。

【０１２２】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。

【０１２３】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。

【０１２４】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−ｐｒｅ
ｐ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。

【０１２５】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。

【０１２６】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。

【０１２７】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−ｐ
ｒｅｐ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−ｐｒ
ｅｐ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。

【０１２８】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。

【０１２９】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。

【０１３０】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Ｆ
Ｅ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）。

【０１３１】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（＞α
２），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。

【０１３２】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。

【０１３３】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。

【０１３４】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。

【０１３５】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（magnetizat
ion 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。

【０１３６】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。

【０１３７】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、ｓ
ｅｇＦＦＥ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。

【０１３８】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Ｅ
ＣＧ−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。

【０１３９】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。

【０１４０】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。

【０１４１】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。

【０１４２】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。

【０１４３】この実施形態のＭＲＩ装置は、ＥＣＧ−ｐ
ｒｅｐ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。

【０１４４】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ＩＭ
１〜ＩＭ５を図２５に示す如く表示する（ステップＳ４
１）。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）。

【０１４５】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〜ＩＭ
５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。

【０１４６】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。

【０１４７】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。

【０１４８】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。

【０１４９】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。

【０１５０】したがって、オペレータがＥＣＧ−ｐｒｅ
ｐ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。

【０１５１】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。

【０１５２】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。

【０１５３】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。

【０１５４】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Ｅ
ＣＧ−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。

【０１５５】

【発明の効果】以上説明したように、本発明のＭＲＩ装
置およびＭＲ撮像方法によれば、心電同期法を併用して
撮像する場合、１回のＲＦ励起（１ショット）に伴う撮
像時間の長短に関わらず、複数心拍それぞに対する準備
用ＭＲスキャンの実行を通して、心電同期法の同期タイ
ミング（時相）が予め適切に決定される。このため、イ
メージング用スキャンとして心電同期スキャンを行うと
きの同期タイミングが診断部位を流れる血流などの撮像
対象にとって適切な状態となり、撮像対象から発生する
エコー信号の強度が最も高くなる。この結果、いわゆる
フローボイド現象など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る状態を確実に回避でき、撮
像対象自体の描出およびその方向性の情報量を向上させ
た視認性の良い高描出能のＭＲ像を安定して提供するこ
とができる。

【０１５６】とくに、例えばＴ₂時間がＴ₂＝１００〜
２００msと短めの血液を撮像するときに、その効果が著
しく発揮される。同時に、準備用スキャンに息止め法を
併用することで、体動アーチファクトの少ない、高品質
のＭＲ画像を準備でき、これにより心電同期の同期タイ
ミングの設定精度を更に向上させることができる。

【０１５７】また、本発明によれば、心電同期タイミン
グの適切化を図る際、少なくとも準備用ＭＲスキャンに
おいて、その位相エンコード方向を撮像対象の走行方向
に合わせるため、例えば横緩和時間が短めの組織や血流
の走行方向をも確実に描出でき、その走行情報を豊富に
提供することができる。

【０１５８】さらに、本発明によれば、心電同期タイミ
ングの適切化の操作をオペレータとのインターラクティ
ブな操作や自動演算により極力、省力化および自動化す
る一方で、確定した最適な心電同期タイミングをイメー
ジング用ＭＲスキャンに自動的に反映するようにしてい
るので、オペレータの操作上の手間や負荷を軽減でき、
さらに患者スループット向上にも寄与できる。

【図面の簡単な説明】

【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−ｐｒ
ｅｐ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−ｐｒ
ｅｐ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−ｐｒ
ｅｐ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】

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７ＲＦ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１７ＥＣＧセンサ１８ＥＣＧユニット１９音声発生器

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体の所望の領域に対して心電同期法
に拠るイメージング用ＭＲスキャンを行うＭＲＩ装置に
おいて、前記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基づく相異な
る同期時刻にて前記被検体の前記領域に対して準備用Ｍ
Ｒスキャンを複数回、実行してＭＲ信号をそれぞれ収集
する準備用スキャン手段と、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準備用画像を生成
する準備用画像生成手段と、この複数枚の準備用画像の
情報を前記イメージング用ＭＲスキャンに反映させる準
備情報反映手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装
置。
【請求項２】請求項１記載の発明において、前記準備情報反映手段は、前記複数枚の準備用画像を表
示する表示手段と、この表示された複数の準備用画像を
目視観察したことに伴う前記心電同期法のための同期時
刻の情報を手動で前記イメージング用ＭＲスキャンに反
映させる手動反映手段とを備えるＭＲＩ装置。
【請求項３】請求項１記載の発明において、前記準備情報反映手段は、前記複数枚の準備用画像を表
示する表示手段と、この表示された複数の準備用画像の
所望位置を手動で指定する手動指定手段と、この指定位
置における前記準備用画像のデータの強度に関する情報
を自動的に演算する演算手段と、この演算手段の演算結
果に基づいて前記複数の準備用画像の内の所望の準備用
画像を自動的に選択する選択手段と、この選択された準
備用画像が有する前記同期時刻を前記心電同期法のため
の同期時刻として自動的に前記イメージング用ＭＲスキ
ャンに反映させる自動反映手段とを備えるＭＲＩ装置。
【請求項４】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基
づく相異なる同期時刻にて前記被検体の撮像対象を含む
領域に対して準備用ＭＲスキャンを複数回、実行してＭ
Ｒ信号をそれぞれ収集する準備用スキャン手段と、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
枚の準備用画像を生成する準備用画像生成手段と、前記
複数枚の準備用画像の情報に基づいて心電同期法のため
の所望の同期時刻を特定する同期時刻特定手段と、この
特定された同期時刻に同期して前記被検体の前記領域に
対するイメージング用ＭＲスキャンを実行するイメージ
ング用スキャン手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ
装置。
【請求項５】請求項４記載の発明において、前記信号収集手段は、前記心時相を表す信号として前記
被検体のＥＣＧ信号を収集する手段であるＭＲＩ装置。
【請求項６】請求項５記載の発明において、前記準備用スキャン手段は、前記ＥＣＧ信号に含まれる
参照波としてのＲ波からの遅延時間を複数通りの時間値
に変更する変更手段と、変更された前記遅延時間それぞ
れの経過時を前記同期時刻として前記準備用ＭＲスキャ
ンを開始させるスキャン開始手段とを備えるＭＲＩ装
置。
【請求項７】請求項６記載の発明において、前記準備用スキャン手段がスキャン対象とする前記被検
体の撮像対象は、原子核スピンの横緩和時間が短めの組
織または血流であるＭＲＩ装置。
【請求項８】請求項６記載の発明において、前記準備用ＭＲスキャンおよび前記イメージング用ＭＲ
スキャンは共に同一種類のパルスシーケンスを用いるＭ
ＲスキャンであるＭＲＩ装置。
【請求項９】請求項８記載の発明において、前記パルスシーケンスは高速ＳＥ法のパルスシーケンス
またはこの高速ＳＥ法を用いたパルスシーケンスである
ＭＲＩ装置。
【請求項１０】請求項９記載の発明において、前記パルスシーケンスは１回のＲＦ励起当たりのスキャ
ン時間は約２００ｍｓｅｃ以上であるＭＲＩ装置。
【請求項１１】請求項１０記載の発明において、前記パルスシーケンスは、前記ＭＲ信号を周波数空間に
配置してフーリエ変換することで実空間画像を再構成す
るフーリエ変換法に依存するシーケンスであって、前記
周波数空間をその位相エンコード方向の所定量毎に分割
して前記ＭＲ信号を配置するシーケンスであるＭＲＩ装
置。
【請求項１２】請求項８記載の発明において、前記パルスシーケンスはセグメンテッド高速ＦＥ法のパ
ルスシーケンスであるＭＲＩ装置。
【請求項１３】請求項１２記載の発明において、前記セグメンテッド高速ＦＥ法のパルスシーケンスは、
前記Ｒ波間において複数の相異なる時刻の各々毎に複数
個のエコー信号を収集し、前記被検体の前記領域を通る
シングルスライスに対応する複数の２次元ｋ空間それぞ
れに同一時刻の前記エコー信号を配置するパルス列を有
するＭＲＩ装置。
【請求項１４】請求項８記載の発明において、前記パルスシーケンスはＥＰＩ法のパルスシーケンスで
あるＭＲＩ装置。
【請求項１５】請求項８記載の発明において、前記準備用ＭＲスキャンは２次元スキャンのパルスシー
ケンスを用い、且つ前記イメージング用ＭＲスキャンは
３次元スキャンのパルスシーケンスを用いるＭＲＩ装
置。
【請求項１６】請求項４記載の発明において、前記準備用スキャン手段は、前記撮像対象の複数種それ
ぞれの走行方向に対応させた位相エンコード方向で前記
準備用ＭＲスキャンを撮像対象別に実行する実行手段を
有し、前記準備用画像生成手段は、撮像対象別に、前記準備用
ＭＲスキャンで収集した前記ＭＲ信号から前記複数枚分
の準備用画像を生成する手段であり、前記同期時刻特定手段は、撮像対象別に、前記複数枚の
準備用画像の情報に基づいて前記所望の同期時刻を特定
する手段であり、前記イメージング用スキャン手段は、前記撮像対象の複
数種それぞれの走行方向に対応させた位相エンコード方
向で且つ前記撮像対象別に特定した前記所望の同期時刻
に同期して前記イメージング用ＭＲスキャンを撮像対象
別に実行する実行手段を有する、ことを特徴としたＭＲ
Ｉ装置。
【請求項１７】請求項１６記載の発明において、前記複数種の撮像対象は、前記被検体の前記領域内を空
間的に異なる方向に走行する複数種の血流であるＭＲＩ
装置。
【請求項１８】請求項１７記載の発明において、前記イメージング用スキャン手段は、前記イメージング
用ＭＲスキャンで収集されたエコー信号を撮像対象別に
収集する収集手段と、その撮像対象別のエコー信号から
前記領域の画像データを生成する生成手段とを備えるＭ
ＲＩ装置。
【請求項１９】請求項１８記載の発明において、前記生成手段は、前記エコー信号を撮像対象別に実空間
画像のデータに再構成する手段と、この撮像対象別の再
構成データを画素毎に合成する手段とを備えるＭＲＩ装
置。
【請求項２０】請求項４記載の発明において、前記同期時刻特定手段は、前記複数枚の準備用画像をオ
ペレータに提示するとともにオペレータが望む部位の指
定を受けるインターフェース手段と、前記関心部位の前
記エコー信号の強度に関するデータから前記所望の同期
時刻を確定する確定手段とを備えるＭＲＩ装置。
【請求項２１】請求項２０記載の発明において、前記同期時刻特定手段は、確定された前記所望の同期時
刻を前記イメージング用ＭＲスキャンのシーケンスに自
動的に反映させる反映手段をさらに備えるＭＲＩ装置。
【請求項２２】請求項２０記載の発明において、前記インターフェース手段は、前記複数枚の準備用画像
それぞれに前記相異なる複数の同期時刻それぞれを表す
情報を各別に重畳させて表示する表示手段を備えたＭＲ
Ｉ装置。
【請求項２３】請求項２０記載の発明において、前記インターフェース手段は、前記オペレータが望む部
位をＲＯＩで指定を受けるＲＯＩ指定手段を備える一方
で、前記確定手段は、前記ＲＯＩの部分の信号強度分布をそ
の部分に対応する画素値から演算する手段と、その信号
強度分布から所定のアルゴリズムで前記所望の同期時刻
を決める手段とを備えたＭＲＩ装置。
【請求項２４】請求項４記載の発明において、前記準備用スキャン手段は、前記準備用ＭＲスキャンに
供する位相エンコード方向を前記撮像対象の走行方向に
合わせて設定する手段を有したことを特徴とするＭＲＩ
装置。
【請求項２５】請求項４記載の発明において、前記準備用スキャン手段により前記準備用ＭＲスキャン
を実行している間は前記被検体に息止めの遂行を指令す
る息止め指令手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装
置。
【請求項２６】被検体の心時相を表す信号に含まれる
参照波の複数個それぞれからの遅延時間を変更しなが
ら、その変更された前記遅延時間それぞれの経過時に前
記被検体の撮像対象を含む領域に対して準備用ＭＲスキ
ャンを実行して準備用画像をそれぞれ生成し、この複数
枚の準備用画像の情報に基づいて心電同期法のための所
望の同期時刻を特定し、その同期時刻に同期して前記被
検体の前記領域に対してイメージング用ＭＲスキャンを
実行することを特徴とするＭＲ撮像方法。