JPWO2005023107A1 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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Abstract

プリサチュレーションパルスを印加するパルスシーケンスを用いて、被検体の体動に同期して撮影する際に、エコー信号強度のばらつきと、これが原因となって発生する画像上のアーチファクトを低減させる。特に、遅延造影撮影における、心室内の血液に由来するアーチファクトを防止する。そのめたに、エコー信号を計測する前に、縦磁化を所望の状態に調整するＩＲパルス等を印加することによって、エコー信号強度のばらつきを抑制してアーチファクトを防止する。

Description

本発明は、被検体の所望の撮影領域を撮影して画像化する磁気共鳴イメージング方法及び装置に関し、特に、プリサチュレーションパルスを印加するパルスシーケンスを用いて、被検体の体動に同期して撮影する際に、エコー信号強度のばらつきを低減させる技術に関する。
磁気共鳴イメージング装置において、壊死・梗塞状態の心筋にＧｄ−ＤＴＰＡ等の造影剤が凝集する性質を利用し、Ｔ１強調撮影により上記心筋を高信号領域として抽出する遅延造影撮影が行われている。
この遅延造影撮影の一般的な磁場印加手順（パルスシーケンス、以下、単にシーケンスともいう）は次の通りである。すなわち、患者息止め下で心電図Ｒ波と同期して、Ｒ波から待ち時間ＴＤ（第１の待ち時間）後に、プリサチュレーションシーケンスとしてスライス非選択の１８０度反転パルスを印加するＩｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙシーケンスが実行され、次いで、待ち時間ＴＩ（第２の待ち時間）後にエコー信号を計測する信号計測シーケンスが実行される。一般的には、１心拍あたり約２０個のエコー信号が計測される。これらが１０〜２０心拍繰り返されて、１スライスあたり約１５秒で撮影される。
しかし、遅延造影撮影においては、心室内の血液に由来するアーチファクトが画像上に発生することが知られている。このアーチファクトの原因は次の通りである。すなわち、静磁場強度１．５Ｔの場合、血液の縦緩和時間Ｔ１は約１５００ｍｓであり、一般的な心周期（７００ｍｓから１秒）と比較して長い。遅延造影撮影では、Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙシーケンスと信号計測シーケンスが毎心拍実行されるために、血液の縦磁化は１心拍期間内では十分に回復しない。そのため、各心拍で計測されたエコー信号の間でその強度がばらつく。その結果、このようなエコー信号から再構成された画像上にアーチファクトが発生する。心室内の血液と心筋とは隣接しているので、画像上ではアーチファクトが心筋に重畳してしまい、診断能を低下させてしまう。
上記アーチファクトを防止する方法として、（特許文献１）に記載の技術が知られている。この技術では、心電図Ｒ波と同期して、最初に所定スライスに第１のＩｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙパルスが印加される。次いで、前記所定スライスを除く領域に切り込み付き第２のＩｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙパルスが印加される。その後、前記所定スライスに含まれる領域をスライス面としてエコー信号が計測される。つまり、１心拍期間内にサチュレーション領域の異なるＩｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙパルスが２回印加されることにより、心室内血液に起因するアーチファクトが防止される。これにより、前記所定スライス面外の血液に対しては、十分な抑圧効果を得ることができると記載されている。
特開２００２−３０６４５０号公報
上記のとおり、遅延造影撮影においては、心室内の血液に由来するアーチファクトが画像に発生する。しかし、（特許文献１）に記載の技術では、所定スライスに含まれる血液に対しては、第２のＩｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙパルスはその効果を及ぼさない。そのため、所定スライス内からのエコー信号強度のばらつきを抑える効果は不十分となる。その結果、画像上に発生するアーチファクトの抑制は不完全となる。
そこで、本発明は、プリサチュレーションパルスを印加するパルスシーケンスを用いて、被検体の体動に同期して撮影する際に、エコー信号強度のばらつきを低減することによって、画像上に発生するアーチファクトを防止して画質を向上させることを目的とする。特に、遅延造影撮影において、心室内の血液に由来する所定スライス内からのエコー信号強度のばらつきを抑えて、画像上に発生するアーチファクトを防止することを目的とする。
上記目的を達成するために、本発明の磁気共鳴イメージング方法は以下のように構成される。即ち
前記被検体の体動情報を取得する体動情報取得工程と、前記体動情報に同期して、前記所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を所望の状態にするための第１のパルスシーケンスを１回以上繰り返して実行する縦磁化調整工程と、前記体動情報に同期して、前記所望の撮影領域を撮影して画像化するためのエコー信号を計測する計測シーケンスを有する第２のパルスシーケンスを１回以上繰り返して実行する計測工程と、前記計測工程で計測されたエコー信号を用いて前記画像を再構成して表示する再構成工程とを有し、前記第１のパルスシーケンスは、前記所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を所定の角度に励起する調整パルスを有し、前記第２のパルスシーケンスは、前記所望の撮影領域の縦磁化を１８０度反転する反転パルスを有する。
特に、前記縦磁化調整工程は、前記撮影の開始時に実行され、前記計測工程は、前記縦磁化調整工程の後に実行される。また、前記調整パルスの励起角度を１８０度とする。或いは、前記調整パルスの励起角度を９０度以上１８０度以下とする。
これにより、プリサチュレーションパルスを印加するシーケンスを用いて撮影する場合に、エコー信号強度のばらつきを低減することができる。その結果、画像上に発生するアーチファクトを防止することができる。
本発明の磁気共鳴イメージング方法の好ましい一実施形態は、前記体動情報取得工程は、前記被検体の心電波形とそのＲ波を検出し、前記第１と第２のパルスシーケンスは、心拍毎に、前記Ｒ波を検知してから第１の待ち時間経過後に実行される。特に、前記第２のパルスシーケンスは、前記反転パルスから第２の待ち時間経過後に、前記計測シーケンスを実行する。
これにより、心電図Ｒ波に同期して撮影する場合にも、エコー信号強度のばらつきを低減して画像上に発生するアーチファクトを防止することができる。特に、Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙシーケンスを用いて撮影する場合も同様である。
また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の好ましい一実施形態は、前記縦磁化調整工程の前に、前記被検体に造影剤を投与する造影剤投与工程を有し、前記縦磁化調整工程は、前記造影剤投与工程から所定の待機時間経過後に実行される。
これにより、遅延造影撮影においても、エコー信号強度のばらつきを低減して画像上に発生するアーチファクトを防止することができる。
また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の好ましい一実施形態は、前記体動が周期的である場合に、前記体動情報取得工程は、前記周期の変化を検出し、前記縦磁化調整工程は、前記周期の変化が検出された直後に、実行中の前記計測工程に挿入されて実行される。特に、前記周期の変化が不整脈に基づく場合も同様である。
これにより、体動の周期が変化した場合にも、エコー信号強度のばらつきを低減して画像上に発生するアーチファクトを防止することができる。
また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の好ましい一実施形態は、前記体動情報検出工程は、前記所望の撮影領域の位置又は変位を検出し、前記縦磁化調整工程は、前記位置が所定の位置に来たとき、又は、前記変位が所望の範囲となったときに、実行中の前記計測工程に挿入されて実行される。特に、前記体動情報検出工程は、前記所望の撮影領域の位置又は変位情報が反映されたナビゲーションエコーを検出する。
これにより、体動によって所望の撮影領域が変位した場合にも、エコー信号強度のばらつきを低減して画像上に発生するアーチファクトを防止することができる。
また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の好ましい一実施形態は、前記調整パルスの励起角度が、心拍毎に変更される。
これにより、心拍周期に対応して、より素早く且つ柔軟に縦磁化を調整することができる。
また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の好ましい一実施形態は、前記調整パルスの後に、前記計測シーケンスと同一の擬似計測シーケンスを実行する。そして、前記擬似計測シーケンスで計測された前記エコー信号から、前記第１のパルスシーケンスの繰り返し回数を決定する。
これにより、第１のパルスシーケンスを第２のパルスシーケンスと同様にすることによって、第１のパルスシーケンスによって調整される縦磁化がスムースに第２のパルスシーケンスに引き継がれる様にすることができる。さらに、第１のパルスシーケンスの繰り返し回数を縦磁化状態に対応して決定することができる。
また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の好ましい一実施形態は、前記計測シーケンスは、該計測シーケンスの実行前に、該計測シーケンスと同一の空打ち計測シーケンスを実行する。
これにより、計測前のエコー信号強度が安定するので、エコー信号強度のばらつきをより低減して画像上に発生するアーチファクトをさらに防止することができる。
また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の好ましい一実施形態は、前記縦磁化調整工程は、撮影開始時と前記周期の変化直後にそれぞれ実行される前記第１のパルスシーケンスの繰り返し回数を異ならせる。或いは、前記調整パルスの励起角度を異ならせる。
これにより、第１のパルスシーケンスが実行される状況に対応して、縦磁化の調整を柔軟に行うことができる。
また、上記目的を達成するために本発明の磁気共鳴イメージング装置は、以下の様に構成される。即ち
被検体に静磁場を印加する静磁場発生手段と、スライス方向と位相エンコード方向と周波数エンコード方向の傾斜磁場を前記被検体に印加する傾斜磁場発生手段と、前記被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを照射する高周波磁場送信手段と、核磁気共鳴により放出されるエコー信号を受信するエコー信号受信手段と、前記エコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理手段と、前記被検体の状態を検出してその状態を反映した情報を出力する被検体状態検出手段と、前記被検体状態に対応して前記エコー信号を受信するためのパルスシーケンスを制御するパルスシーケンス制御手段と、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記被検体状態検出手段からの情報に同期して、前記被検体の所望の撮影領域を撮影する前記パルスシーケンスが、該所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を調整する第１のパルスシーケンスと、その後に続いて実行される前記所望の撮影領域からのエコー信号を計測する第２のパルスシーケンスとからなり、
前記第１のパルスシーケンスは、前記所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を所定の角度に励起する調整パルスを有し、前記第２のパルスシーケンスは、前記所望の撮影領域の縦磁化を１８０度反転する反転パルスを有する。
これにより、プリサチュレーションパルスを印加するシーケンスを用いて撮影する場合に、エコー信号強度のばらつきを低減することができる。その結果、画像上に発生するアーチファクトを防止することができる。
本発明の磁気共鳴イメージング装置の好ましい一実施形態は、前記被検体状態検出手段は、前記被検体の心電波形又は脈波形を電気信号に変換して出力する手段を有し、前記パルスシーケンス制御手段は、前記第１のパルスシーケンスと前記第２のパルスシーケンスを前記電気信号に同期させて、心拍毎にそれぞれ所定回数繰り返えす。
これにより、心電図Ｒ波に同期して撮影する場合にも、エコー信号強度のばらつきを低減して画像上に発生するアーチファクトを防止することができる。
また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の好ましい一実施形態は、前記パルスシーケンスは、前記所望の撮影領域の位置又は変位情報が反映されたナビゲーションエコーを計測するパルスシーケンスを有し、前記被検体状態検出手段は、前記ナビゲーションエコーから、前記所望の撮影領域の位置又は変位を検出し、前記パルスシーケンス制御手段は、前記位置が所定の位置に来たとき、又は、前記変位が所望の範囲となったときに、前記第１のパルスシーケンスを実行中の前記第２のパルスシーケンスに挿入して実行する。
これにより、体動によって所望の撮影領域が変位した場合にも、エコー信号強度のばらつきを低減して画像上に発生するアーチファクトを防止することができる。
撮影開始時の空打ち心拍シーケンスを、（ａ）Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ＲｅｃｏｖｅｒｙシーケンスＩＲのみ，（ｂ）Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ＲｅｃｏｖｅｒｙシーケンスＩＲと信号計測シーケンスＡｃｑ、で構成する実施例を示す図である。 撮影開始時の空打ち心拍シーケンスを、（ａ）Ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ ＲｅｃｏｖｅｒｙシーケンスＳＲのみ，（ｂ）Ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ ＲｅｃｏｖｅｒｙシーケンスＳＲと信号計測シーケンスＡｃｑ、で構成する実施例を示す図である。 不整脈直後の空打ち心拍シーケンスを、（ａ）Ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ ＲｅｃｏｖｅｒｙシーケンスＳＲのみで構成，（ｂ）Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ＲｅｃｏｖｅｒｙシーケンスＩＲと信号計測シーケンスＡｃｑとで構成する実施例を示す図である。 遅延造影撮影シーケンスの実施例を示す図である。 信号計測シーケンスを、（ａ）計測シーケンスのみ，（ｂ）空打ち計測シーケンスと計測シーケンスで構成する実施例を示す図，（ｃ）は、縦磁化の変化を示す図である。 横隔膜ナビの一例を示す図。（ａ）被検体の各組織とスライス断面及び横隔膜ナビ励起領域の位置関係を示す図、（ｂ）横隔膜と直交するスライス断面からみて、９０度パルスによる励起領域と１８０度パルスによる励起領域が交差するひし形柱状の領域からナビエコー信号を発生させることを示す図である。 横隔膜ナビシーケンスを用いた体動検出の実施例を示す図。（ａ）横隔膜ナビシーケンスの一例を示す図、（ｂ）本計測シーケンスに横隔膜ナビシーケンスを挿入した一例を示す図である。 本発明を適用したＭＲＩ装置の好ましい構成例を示す図である。 グラジエントエコーシーケンスの一例を示す図である。
以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものには同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
図８は本発明を適用した磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩという）装置の好ましい構成例を示す。８０１は静磁場を発生する磁石、８０２は患者などの被検体、８０３は被検体８０２を載せるベッド、８０４は高周波磁場を被検体８０２に照射すると共に、被検体８０２からのエコー信号を検出する高周波磁場コイル（高周波磁場の送信とエコー信号の受信を兼ねる）、８０５，８０６，８０７はそれぞれＸ方向、Ｙ方向、Ｚ方向のいずれかの方向にスライス選択、位相エンコード、周波数エンコードのいずれかの傾斜磁場を発生させるための傾斜磁場発生コイルである。８０８は高周波磁場コイル８０４に電源を供給するための高周波磁場電源、８０９，８１０，８１１はそれぞれ上記各傾斜磁場発生コイル８０５，８０６，８０７に電流を供給するための傾斜磁場電源である。８１６はシーケンサであり、傾斜磁場電源８０９，８１０，８１１、高周波磁場電源８０８、シンセサイザ８１２、変調装置８１３、増幅器８１４、受信器８１５などの周辺装置に命令を送信しＭＲＩ装置の動作制御を行う。８１７は撮影条件などのデータを格納する記憶媒体である。８１８は計算機であり、受信器８１５から入力されたエコー信号と記憶媒体８１７内のデータを参照して画像再構成を行う。８１９は計算機８１８で行った画像再構成結果を表示するディスプレイである。８２１は被検体状態検出手段として、被検体８０２に装着されたＥＣＧプローブであり、８２０はＥＣＧプローブ８２１からの心電波形を検出してシーケンサ８１６に送る心電波形検出器である。
次に、図８に示したＭＲＩ装置を用いて被検体８０２の撮影を行う場合の、動作手順の一例を説明する。オペレータにより指定された撮影条件に従い、シーケンサ８１６は、所定のシーケンスに則り、傾斜磁場電源８０９〜８１１に命令を送信し、傾斜磁場コイル８０５〜８０７により各方向の傾斜磁場を発生させる。これと同時に、シーケンサ８１６は、シンセサイザ８１２、変調装置８１３に命令を送信して高周波磁場波形を生成し、高周波磁場電源８０８により増幅された高周波磁場（以下、ＲＦパルスという）を高周波磁場コイル８０４より発生して被検体８０２に照射する。被検体８０２から発生したエコー信号は、高周波磁場コイル８０４により受信された後、増幅器８１４で増幅され、受信器８１５でＡ／Ｄ変換と検波が行われる。検波の基準とする中心周波数は、事前に計測した値を記憶媒体８１７に保持されているので、シーケンサ８１６により読み出されて、受信器８１５にセットされる。検波されたエコー信号は、計算機８１８に送られて画像再構成処理を適用される。画像再構成等の結果はディスプレイ８１９に表示される。また、シーケンサ８１６は、心電波形検出器８２０からの心電波形に同期させてシーケンスの実行を制御する。
（第１の実施形態）
次に本発明の第１の実施形態を説明する。本実施形態は、プリサチュレーションパルスを印加するシーケンスを用いて撮影する場合に、撮影開始時において、被検体の所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を調整する第１のパルスシーケンスを、前記所望の撮影領域からのエコー信号を計測する第２のパルスシーケンスの前に実行する形態である。
以下、本実施形態を遅延造影撮影に適用した場合を例にして本実施形態の内容を説明する。
最初に、前述したＭＲＩ装置を用いて行われる遅延造影撮影の概要を、図４に示すシーケンスに基づいて説明する。このシーケンスは、第２のパルスシーケンスの一例であって、以下、本計測シーケンスという。ただし、本発明がこの本計測シーケンスに限定されるわけではない。
はじめに、被検体にＧｄ−ＤＴＰＡ等のＴ１短縮型造影剤を注入してから所定時間待つ。この所定時間は、例えば遅延造影撮影の場合は、造影剤が梗塞心筋に蓄積して梗塞心筋からのエコー信号が高信号となる時間間隔であり、一般に遅延時間と言われている。その所定時間経過後に本計測シーケンス１０５が開始される。この本計測シーケンス１０５では、患者息止め下で、心電図Ｒ波（心電波形検出器８２０からの電気信号）と同期して、Ｒ波１０１から待ち時間ＴＤ後に、所望の撮影領域であるスライスを含む領域に、プリサチュレーションシーケンスとしてスライス非選択の１８０度反転パルス１０２を印加するＩｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ（以下、ＩＲという）シーケンスが最初に実行される。次いで、待ち時間ＴＩ後に所望の撮影領域であるスライスからのエコー信号を計測する信号計測（以下、Ａｃｑという）シーケンス１０３がＴａｃｑの期間実行される。一般的には、１心拍あたり約２０個のエコー信号が計測される。これらのシーケンスが１０〜２０心拍繰り返されて、１スライスあたり約１５秒で撮影される。
Ａｃｑシーケンスは、エコー信号を計測する計測シーケンス５０１のみを実行する場合（図５（ａ））と、空打ち計測シーケンス５０２を実行してエコー信号を安定化させ、その後にエコー信号を計測する計測シーケンス５０１を実行する場合（図５（ｂ））とがある。ここで、空打ち計測シーケンスとは、以下の２つのことを特徴とするシーケンスである。
（ａ）計測シーケンス５０１と同一のシーケンスを実行する。
（ｂ）エコー信号を計測しない、或いは、エコー信号を計測しても画像再構成に使用しない。
以上の様に、本計測シーケンス１０５はＩＲシーケンス１０２とＡｃｑシーケンス１０３とで構成される。更にＡｃｑシーケンス１０３は、計測シーケンス５０１のみで構成される場合と、空打ち計測シーケンス５０２と計測シーケンス５０１で構成される場合とがある。
エコー信号を計測する計測シーケンス５０１としては、ＳＳＦＰ型のグラジエントエコー法に基づくシーケンス（以下、グラジエントエコーシーケンスという）が多用されている。これは、縦緩和時間Ｔ１と横緩和時間Ｔ２より短い繰り返し時間ＴＲで、所望の撮影領域にＲＦパルスを連続して印加する。これにより、撮影領域の磁化は定常状態すなわち定常状態自由歳差運動（Ｓｔｅａｄｙ Ｓｔａｔｅ Ｆｒｅｅ Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ：ＳＳＦＰ）の状態にされて、その定常状態における磁化状態がエコー信号に反映されて測定されることにより、撮影領域が高速に撮影される。２次元断層画像を取得する場合は、撮影領域として数ｍｍ程度の薄いスライス状の領域がＲＦパルスで励起されることになる。図９にグラジエントエコーシーケンスの一例を示す。
図９に示す様に、静磁場中に配置された被検体の例えば心臓に、スライス選択傾斜磁場９１１が印加されるとともに、フリップ角がα（例えば４５°）であるＲＦパルス９１２が印加されて、スライス内に核磁気共鳴現象が誘起される。
核磁気共鳴現象が誘起されたスライスに位相エンコード傾斜磁場９１３が印加される。位相エンコード傾斜磁場９１３がスライスに印加されるとき、周波数エンコード方向にディフェーズパルス９１４が印加される。これにより、周波数エンコード方向において原子核スピン間の位相差が拡大される。
次いで、周波数エンコード傾斜磁場９１５が印加されながら、Ａ／Ｄサンプリング間隔９１６の間にエコー信号９１７（例えば１２８，２５６，５１２，１０２４個等のサンプリングデータからなる時系列信号）が受信される。
エコー信号９１７が受信された後に、位相エンコード傾斜磁場９１３と逆極性の位相エンコード傾斜磁場９１８と、周波数エンコード傾斜磁場９１５の逆極性で且つ１／２の印加量（傾斜磁場波形と時間軸との囲む面積）のリフェーズ傾斜磁場９１９がスライスに印加される。これにより、原子核スピン間の位相差がキャンセルされる。
そして、フリップ角が−α（例えば−４５°）であるＲＦパルス９１０が印加される。ここで、フリップ角αのＲＦパルス９１２が印加された時からフリップ角が−αのＲＦパルス９１０が印加された時までの時間を繰り返し時間ＴＲという。この繰り返し時間ＴＲでＲＦパルスが連続してスライスに印加され、位相エンコード傾斜磁場９１３と逆極性の位相エンコード傾斜磁場９１８の振幅が変えられて印加されることにより、画像再構成に必要な数（例えば１２８，２５６，５１２等）のエコー信号９１７が計測される。
次に、本発明の第１の実施形態を前述の遅延造影撮影の開始時に適用した第１実施例を図１及び図２に基づいて説明する。遅延造影撮影開始時は、アーチファクトの原因であるエコー信号強度のばらつきが大きい。本実施例は、このようなエコー信号強度のばらつきを低減するため、前記本計測シーケンス（第２のパルスシーケンス）より前に、所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を調整する第１のパルスシーケンスとして、調整パルスとしての高周波磁場のみ又は高周波磁場と傾斜磁場の印加を所定心拍数だけ行う。この第１のパルスシーケンスを空打ち心拍シーケンス、空打ち心拍シーケンスを実行する心拍数を空打ち心拍数とそれぞれ定義し、本計測シーケンスと区別する。以下、空打ち心拍シーケンスを具体的に説明する。
図１に空打ち心拍シーケンスの一例を示す。空打ち心拍数は、心拍１（１０１−１）〜心拍３（１０１−３）までの３心拍である。ただし、３心拍に限られることはなく、心筋のＴ１の値に応じて空打ち回数を増減することができる。図１（ａ）は、縦磁化調整パルスとしてのプリサチュレーションパルスであるＩＲ１（１０２−１）〜ＩＲ３（１０２−３）からなるＩＲシーケンスのみで空打ち心拍シーケンス１０４を構成する例を示している。また図１（ｂ）は、ＩＲ１（１０２−１）〜ＩＲ３（１０２−３）からなるＩＲシーケンスと、擬似計測シーケンスであるＡｃｑ１（１０３−１）〜Ａｃｑ３（１０３−３）からなるＡｃｑシーケンスの２種類のシーケンスで空打ち心拍シーケンス１０４を構成する例を示している。何れも心拍４以降は、Ａｃｑシーケンスのみからなる本計測シーケンス１０５で計測されたエコー信号が画像再構成に使用される。
ただし、図１（ｂ）に示す擬似計測シーケンスＡｃｑ１（１０３−１）〜Ａｃｑ３（１０３−３）では、エコー信号を計測しない、或いは、計測されたエコー信号を画像再構成に使用しない。計測されたエコー信号を画像再構成に使用しない例としては、その計測されたエコー信号を消去する例、或いは、その計測されたエコー信号を後から計測されたエコー信号で更新する例が挙げられる。
この様な擬似計測シーケンスを用いて、第１のパルスシーケンスを第２のパルスシーケンスと同様にすることによって、第１のパルスシーケンスによって調整される縦磁化がスムースに第２のパルスシーケンスに引き継がれる様にすることができる。
或いは、空打ち心拍シーケンス１０４におけるＡｃｑシーケンスでエコー信号を計測した場合は、そのエコー信号強度から縦磁化の状態を求めることによって、空打ち心拍数を決定しても良い。例えば、縦磁化が所望の状態に収束していないと判定された場合は、空打ち心拍数を増やして空打ち心拍シーケンス１０４を継続する。逆に、縦磁化が所望の状態に収束したと判定された場合は、空打ち心拍シーケンス１０４を停止して、本計測シーケンス１０５に移行する。
なお、空打ち心拍シーケンス１０４におけるＡｃｑシーケンスは、本計測シーケンス１０５におけるＡｃｑシーケンスと同様に、図５（ａ）に示す様に、計測シーケンス５０１のみで構成される場合と、図５（ｂ）に示す様に、空打ち計測シーケンス５０２と計測シーケンス５０１とで構成される場合との、何れを用いることも可能である。この空打ち計測シーケンス５０２は、計測シーケンス５０１と同一のシーケンスであるが、エコー信号を計測しない、或いは、計測されたエコー信号を画像再構成に使用しないシーケンスである。これは、以後に説明する他の実施形態に関しても同様である。
ここで、ＩＲシーケンスによる空打ちと空打ち計測シーケンスによる空打ちとの差について図５（ｃ）に基づいて説明する。ＩＲシーケンス時のＩＲパルスによって縦磁化が１８０度反転し、その後縦磁化はＴ１の時定数で回復する。次に、空打ち計測シーケンス時のＲＦパルスによって、縦磁化が連続的に所定の角度倒されてＴ１の時定数で回復する課程を繰り返す。本発明におけるＩＲシーケンスによる空打ち時のＩＲパルスの目的は、本計測シーケンスにおけるＩＲパルス印加時の縦磁化の大きさを揃えることである（後述するＳａｔｕｒａｔｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙパルスも同じ目的である）。一方、空打ち計測シーケンス時のＲＦパルスの目的はエコー信号計測時の縦磁化の大きさを揃えることである。縦磁化の大きさが同じになれば、エコー信号計測時の信号強度が同じになるのでアーチファクトが発生しなくなる。
次に、第２実施例を図２に基づいて説明する。図１に示した第１実施例は、空打ち心拍シーケンスとして１８０度反転パルスを用いるＩＲシーケンスを適用した例であるのに対し、図２に示す第２実施例は、スライス非選択で且つ核磁化の反転角度が９０度以上１８０度以下となるＳａｔｕｒａｔｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ（以下、ＳＲという）シーケンスを適用する例である。他の部分は前述の第１実施例と同一なので、同一部分の説明は省略する。
ＳＲの角度は、心拍毎に変更すること、或いは一定値を適用することの何れも可能である。図２は、心拍毎に励起角度が大きくなる例を示している。空打ち心拍数は、心拍１（１０１−１）〜心拍３（１０１−３）までの３心拍である。図２（ａ）は、縦磁化調整パルスとしてのＳＲ１（２０１−１）〜ＳＲ３（２０１−３）からなるＳＲシーケンスのみで空打ち心拍シーケンス１０４を構成する例を示している。また、図２（ｂ）は、ＳＲ１（２０１−１）〜ＳＲ３（２０１−３）からなるＳＲシーケンスとＡｃｑ１（１０３−１）〜Ａｃｑ３（１０３−３）からなるＡｃｑシーケンスの２種類のシーケンスで空打ち心拍シーケンス１０４を構成する例を示している。何れも心拍４以降のＡｃｑシーケンスのみからなる本計測シーケンス１０５で計測されたエコー信号が画像再構成に使用される点は、図１に示した第１実施例と同様である。
ＳＲシーケンスを用いることにより、ＩＲシーケンスを用いる場合よりも、より素早く且つ柔軟に縦磁化を調整することができるようになる。その結果、画像上に発生するアーチファクトをより効果的に防止することができる。
以上説明したように、本発明の第１の実施形態によれば、プリサチュレーションパルスを印加するシーケンスを用いて撮影する場合に、撮影開始時において、所望の撮影領域から画像再構成用のエコー信号を計測する第２のパルスシーケンスの前に、所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を調整する第１のパルスシーケンスを実行することによって、エコー信号強度のばらつきを低減することができる。その結果、画像上に発生するアーチファクトを防止することができる。特に、遅延造影撮影において、心電図Ｒ波に同期して梗塞心筋を撮影する場合に、撮影スライスからのエコー信号強度のばらつきを低減できるので、高画質化による診断能の向上を図ることができる。
（第２の実施形態）
次に、本発明の第２の実施形態を説明する。前述の第１の実施形態は、撮影開始時において、第１のパルスシーケンスを適用して、アーチファクトの原因であるエコー信号強度のばらつきを低減する形態であるが、被検体の周期的体動の周期が変化した場合にも、エコー信号強度のばらつきが発生する。そこで第２の実施形態は、被検体の周期的体動の周期が変化した直後に、被検体の所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を調整する第１のパルスシーケンスを、前記所望の撮影領域からのエコー信号を計測する第２のパルスシーケンスに挿入して実行する形態である。
周期的体動の周期が変わる例として、不整脈を想定した本実施形態の一実施例を図３に基づいて説明する。ここで、不整脈であるか否かの判断は、例えば、予め心周期の上下限にそれぞれ閾値を設定しておき、その閾値と心周期との長短を比較することにより判断することが可能である。
図３（ａ）と図３（ｂ）の何れも、不整脈（心拍１０１−ｎ）により、心拍１０１−ｎ−１と心拍１０１−ｎの時間間隔が短くなっている。本計測シーケンス１０５−１実行中に、不整脈である心拍１０１−ｎが検知されると、その心拍１０１−ｎ直後に空打ち心拍シーケンス１０４が挿入されて実行される。この空打ち心拍シーケンス１０４では、空打ち心拍数が心拍１０１−ｎと心拍１０１−ｎ＋１の２回とされている。空打ち心拍シーケンス１０４が終了すると、次の心拍１０１−ｎ＋２から本計測シーケンス１０５−２が、本計測シーケンス１０５−１の継続として実行される。
なお、血液の縦磁化の大きさを揃えるのに必要な空打ち心拍数は、静磁場強度に依存する。そのため、ＭＲＩ装置毎に予めアーチファクトの発生を防止する空打ち心拍数の下限値を導出しておき、この下限値以上の回数を空打ち心拍数として適用しても良い。
図３（ａ）は、ＳＲ１（２０１−１）とＳＲ２（２０１−２）からなるＳＲシーケンスのみで空打ち心拍シーケンス１０４を構成する例を示している。また図３（ｂ）は、ＩＲｎ（１０２−ｎ）とＩＲｎ＋１（１０２−ｎ＋１）からなるＩＲシーケンスとＡｃｑ．ｎ−３（１０３−ｎ−３）とＡｃｑ．ｎ−２（１０３−ｎ−２）からなるＡｃｑシーケンスの２種類のシーケンスで空打ち心拍シーケンス１０４を構成する例を示している。なお、その他の構成例として、ＩＲシーケンスのみで空打ち心拍シーケンス１０４を構成する例、或いは、ＳＲシーケンスとＡｃｑシーケンスとで空打ち心拍シーケンス１０４を構成する例が挙げられる。また、空打ち心拍シーケンス１０４におけるＡｃｑシーケンスでは、エコー信号を計測しない、或いは、エコー信号を計測しても画像再構成に使用しない点は、図１及び図２に説明した第１の実施形態の各実施例と同様である。
また、撮影開始時の空打ち心拍シーケンスと不整脈直後の空打ち心拍シーケンスとで、空打ち心拍数と空打ち心拍シーケンスの構成を異ならせても良い。例えば、撮影開始時の空打ち心拍シーケンスとして、ＩＲシーケンスとＡｃｑシーケンスとで構成される空打ち心拍シーケンスを空打ち心拍数３回の期間実行し、不整脈直後の空打ち心拍シーケンスとして、ＳＲシーケンスのみで構成される空打ち心拍シーケンスを空打ち心拍数２回の期間実行することが可能である。このようにして、第１のパルスシーケンスが実行される状況に対応して、縦磁化の調整を柔軟に行うことができる。
さらに、上記実施例の様に心周期が著しく短くなった場合の他に、心周期が著しく長くなった場合にも、不整脈直後に空打ち心拍シーケンスを実施することにより、エコー信号強度のばらつきに起因するアーチファクトを抑制することが可能である。
以上説明したように、本発明の第２の実施形態によれば、被検体の周期的体動の周期が変化した直後に、被検体の所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を調整する第１のパルスシーケンスを、前記所望の撮影領域からのエコー信号を計測する第２のパルスシーケンスに挿入して実行することによって、エコー信号強度の突発的なばらつきを抑制することができる。その結果、画像上に発生するアーチファクトを防止することができる。特に、心電図Ｒ波に同期した撮影において不整脈が発生した場合に、エコー信号強度の突発的なばらつきを抑制して画質を向上させることができる。
（第３の実施形態）
次に、本発明の第３の実施形態を説明する。本実施形態は、被検体の体動により一時的に所望の撮影領域が移動するような場合において、その所望の撮影領域が元の位置に戻ったときに、所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を調整する第１のパルスシーケンスを、前記所望の撮影領域からのエコー信号を計測する第２のパルスシーケンスに挿入して実行する形態である。
周期的体動によって所望の撮影領域の位置が変わる例として、呼吸動を想定した本実施形態の一実施例を図６、図７に基づいて説明する。
被検体が息止め困難な場合、自由呼吸下での撮影が求められる。しかし、自由呼吸下では横隔膜の上下動に連動して心臓の位置が変化する。そのため、画像上には呼吸動に基づくアーチファクトが発生して画質が劣化する場合がある。
心臓の位置又は位置ずれを検出する技術の一つとして横隔膜ナビがある（非特許文献１）。図６に、横隔膜ナビにおける励起領域の一例を示す。図６（ａ）は、被検体の各組織とスライス断面及び横隔膜ナビ励起領域の位置関係を示す。また図６（ｂ）は、横隔膜と直交するスライス断面からみて、９０度パルスによる励起領域６０１と１８０度パルスによる励起領域６０２が交差するひし形柱状の領域６０３からエコー信号（以下、ナビエコー信号）を発生させることを示す。横隔膜ナビにより、直接的には横隔膜の位置又は位置ずれが検出される。その結果、間接的に心臓の位置又は位置ずれが検出される。
米国特許４９３７５２６号公報
図７に領域選択励起を実現する横隔膜ナビシーケンスの一例を示す。９０度パルス７０１と１８０度パルス７０２の２つのＲＦパルスによって、それぞれ励起される領域６０１，６０２を横隔膜の位置で交差させ、その交差領域６０３からナビエコー信号を計測する。そのために、９０度励起領域６０１を励起するために、第１のＲＦパルスとして９０度パルス７０１が印加されると同時に領域選択傾斜磁場７０３が印加される。その後、周波数エンコード方向にディフェーズ傾斜磁場７０６が印加される。次に、９０度パルス７０１からＴＥ／２時間後に、１８０度励起領域６０２を励起するために、第２のＲＦパルスとして１８０度パルス７０２が印加されると同時に領域選択傾斜磁場７０４が印加される。これにより、１８０度パルス７０２からＴＥ／２時間後に、横隔膜を含む交差領域６０３のみからスピンエコー信号７０５が生じ、このエコー信号７０５が、ナビエコー信号として、周波数エンコード傾斜磁場７０７が印加された状態で計測される。
計測されたナビエコー信号はフーリエ変換により投影像に変換され、この投影像を解析して横隔膜の位置又は位置ずれが検出される。横隔膜の位置又は位置ずれは、心臓の位置又は位置ずれを反映する間接的な指標となる。
以上の横隔膜ナビシーケンス７１０は、Ｒ波１０１からＩＲパルス１０２の間の待ち時間ＴＤ、又は、ＩＲパルス１０２から本計測シーケンス１０５の間の待ち時間ＴＩ、又は、本計測シーケンス１０５の後のいずれかに挿入することができる。図７（ｂ）は、Ｒ波１０１からＩＲパルス１０２の間の待ち時間ＴＤに横隔膜ナビシーケンス７１０が挿入された例を示す。
以上の様にして、横隔膜ナビシーケンス７１０を用いて間接的に心臓の位置又は位置ずれを検出する。そして、心臓の位置が所定の位置に来たとき、又は、心臓の位置ずれが所定の範囲内となったときに、心臓の位置に連動するスライス断面が所定の位置に来たと判断することができる。
スライス断面が所定の位置にある期間は、図７（ｂ）に示すように、横隔膜ナビシーケンス７１０で心臓の位置又は位置ずれが間接的にモニタリングされつつ、本計測シーケンス１０５によってスライス断面が撮影される。しかし、呼吸動によって心臓の位置が変化した場合には、スライス断面の位置がシフトしてそれまで励起されていた位置からずれてしまう。その様な期間では、本計測シーケンス１０５の実行が中断され、横隔膜ナビシーケンス７１０のみが繰り返し実行されて心臓の位置又は位置ずれが間接的にモニタリングされる。そして、心臓の位置が所定の位置に来たことを検知したときに、前述の空打ち心拍シーケンス１０４が空打ち心拍数だけ実行される。これによって、そのスライス断面の縦磁化が調整されて本計測シーケンス１０５による撮影時の状態に戻される。本実施例における空打ち心拍シーケンス１０４は、前述の第１、第２実施形態の各実施例と同様であるので、詳細な説明は省略する。空打ち心拍シーケンス１０４の終了後は、図７（ｂ）に示した本計測シーケンス１０５に戻って本計測が続行される。
以上のような、心臓の位置又は位置ずれに対応して、空打ち心拍シーケンス１０４と本計測シーケンス１０５の実行が切り替えられて、スライス断面の画像化に必要な全てのエコー信号が計測される。
なお、横隔膜ナビシーケンス７１０は、本計測シーケンス１０４実行中のみならず、空打ち心拍シーケンス１０４の実行中にも挿入されてもよい。
以上説明したように本発明の第３の実施形態によれば、被検体の体動により一時的に所望の撮影領域が移動するような場合においても、所望の撮影領域からのエコー信号強度のばらつきを低減でき、画像上に発生する体動に基づくアーチファクトを防止して画質を向上させることができる。
以上、本発明のＭＲＩ方法及び装置の構成と動作の各実施形態を説明したが、本発明のＭＲＩ方法及び装置は上記実施形態に限定されず、種々の変更が可能である。例えば、上記実施形態の説明では水平磁場方式のＭＲＩ装置を例にしたが、垂直磁場方式のＭＲＩ装置にも同様に本発明を適用することができる。水平・垂直磁場方式の何れのＭＲＩ装置においても、静磁場発生源は、永久磁石、超電導磁石、常電導磁石の何れも可能である。
また、上記実施形態の説明では、心臓を撮影対象にした遅延造影に本発明を適用した例を示したが、一般的に描出可能な太い血管（胸部大動脈や腹部大動脈など）を対象臓器とすることや、遅延造影によらず単純な心電同期撮影、或いは同期しない単純な撮影においてさえも本発明を適用することが可能である。
また、空打ち心拍シーケンス中のＩＲパルスまたはＳＲパルスをスライス非選択としたが、所望のスライスを含む広範囲の領域（スラブ）を選択励起するようなＲＦパルスでもよい。
また、被検体の拍動を検出するために、心電波形を用いる例を説明したが、脈波計を用いる事も可能である。
また、上記目的を達成するために本発明の磁気共鳴イメージング装置は、以下の様に構成される。即ち
静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場中に配置された被検体に高周波磁場と傾斜磁場とを印加する磁場印加手段と、前記被検体からの核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、前記被検体の状態を検出してその状態を反映した情報を出力する被検体状態検出手段と、前記被検体状態検出手段からの情報に対応して、前記エコー信号を計測するためのパルスシーケンスに基づいて、前記磁場印加手段と前記受信手段とを制御する制御手段と、前記エコー信号を用いて前記被検体の画像を再構成する再構成手段と、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記パルスシーケンスが、所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を調整する第１のパルスシーケンスと、前記所望の撮影領域からのエコー信号を計測する第２のパルスシーケンスとからなり、前記第１のパルスシーケンスは、前記所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を所定の角度に励起する調整パルスを有し、前記第２のパルスシーケンスは、前記所望の撮影領域の縦磁化を180度反転する反転パルスと前記エコー信号を計測する計測シーケンスとを有する。
これにより、プリサチュレーションパルスを印加するシーケンスを用いて撮影する場合に、エコー信号強度のばらつきを低減することができる。その結果、画像上に発生するアーチファクトを防止することができる。

Claims (20)

  1. 磁気共鳴イメージング装置を用いて、被検体の所望の撮影領域を撮影して画像化する磁気共鳴イメージング方法であって、以下の工程を有する。
    （ａ）前記被検体の体動情報を取得する体動情報取得工程と、
    （ｂ）前記体動情報に同期して、前記所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を所望の状態にするための第１のパルスシーケンスを１回以上繰り返して実行する縦磁化調整工程と、
    （ｃ）前記体動情報に同期して、前記所望の撮影領域を撮影して画像化するためのエコー信号を計測する計測シーケンスを有する第２のパルスシーケンスを１回以上繰り返して実行する計測工程と、
    （ｄ）前記計測工程（ｃ）で計測されたエコー信号を用いて前記画像を再構成して表示する再構成工程と、
    を有し、
    前記第１のパルスシーケンスは、前記所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を所定の角度に励起する調整パルスを有し、
    前記第２のパルスシーケンスは、前記所望の撮影領域の縦磁化を１８０度反転する反転パルスを有する。
  2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    前記縦磁化調整工程（ｂ）は、前記撮影の開始時に実行され、
    前記計測工程（ｃ）は、前記縦磁化調整工程（ｂ）の後に実行されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  3. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    前記体動情報取得工程（ａ）は、前記被検体の心電波形とそのＲ波を検出し、
    前記第１と第２のパルスシーケンスは、心拍毎に、前記Ｒ波を検知してから第の待ち時間経過後に実行されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  4. 請求項３記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    前記縦磁化調整工程（ｂ）の前に（ｅ）前記被検体に造影剤を投与する造影剤投与工程、
    を有し、
    前記縦磁化調整工程（ｂ）は、前記造影剤投与工程（ｅ）から所定の待機時間経過後に実行されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  5. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、前記体動が周期的である場合に、
    前記体動情報取得工程（ａ）は、前記周期の変化を検出し、
    前記縦磁化調整工程（ｂ）は、前記周期の変化が検出された直後に、実行中の前記計測工程（ｃ）に挿入されて実行されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  6. 請求項５記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    前記周期の変化が不整脈に基づくことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  7. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    前記体動情報検出工程（ａ）は、前記所望の撮影領域の位置又は変位を検出し、
    前記縦磁化調整工程（ｂ）は、前記位置が所定の位置に来たとき、又は、前記変位が所望の範囲となったときに、実行中の前記計測工程（ｃ）に挿入されて実行されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  8. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    前記調整パルスの励起角度が１８０度であることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  9. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    前記調整パルスの励起角度が９０度以上１８０度以下であることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  10. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    前記調整パルスの励起角度が、心拍毎に変更されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  11. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    前記第１のパルスシーケンスは、前記調整パルスの後に、前記計測シーケンスと同一の擬似計測シーケンスを実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  12. 請求項１１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    前記擬似計測シーケンスで計測された前記エコー信号から、前記第１のパルスシーケンスの繰り返し回数を決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  13. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    前記第２のパルスシーケンスは、前記反転パルスから第２の待ち時間経過後に、前記計測シーケンスを実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  14. 請求項１３記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    前記計測シーケンスは、該計測シーケンスの実行前に、該計測シーケンスと同一の空打ち計測シーケンスを実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  15. 請求項５記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    前記縦磁化調整工程（ｂ）は、撮影開始時と前記周期の変化直後にそれぞれ実行される前記第１のパルスシーケンスの繰り返し回数を異ならせることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  16. 請求項５記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    前記縦磁化調整工程（ｂ）は、撮影開始時と前記周期の変化直後にそれぞれ実行される前記第１のパルスシーケンスを構成する前記調整パルスの励起角度を異ならせる特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  17. 請求項７記載の磁気共鳴イメージング方法において、
    前記体動情報検出工程（ａ）は、前記所望の撮影領域の位置又は変位情報が反映されたナビゲーションエコーを検出することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  18. 被検体に静磁場を印加する静磁場発生手段と、スライス方向と位相エンコード方向と周波数エンコード方向の傾斜磁場を前記被検体に印加する傾斜磁場発生手段と、前記被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを照射する高周波磁場送信手段と、核磁気共鳴により放出されるエコー信号を受信するエコー信号受信手段と、前記エコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理手段と、前記被検体の状態を検出してその状態を反映した情報を出力する被検体状態検出手段と、前記被検体状態に対応して前記エコー信号を受信するためのパルスシーケンスを制御するパルスシーケンス制御手段と、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
    前記被検体状態検出手段からの情報に同期して、前記被検体の所望の撮影領域を撮影する前記パルスシーケンスが、該所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を調整する第１のパルスシーケンスと、その後に続いて実行される前記所望の撮影領域からのエコー信号を計測する第２のパルスシーケンスとからなり、
    前記第１のパルスシーケンスは、前記所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を所定の角度に励起する調整パルスを有し、
    前記第２のパルスシーケンスは、前記所望の撮影領域の縦磁化を１８０度反転する反転パルスを有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  19. 請求項１８記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記被検体状態検出手段は、前記被検体の心電波形又は脈波形を電気信号に変換して出力する手段を有し、
    前記パルスシーケンス制御手段は、前記第１のパルスシーケンスと前記第２のパルスシーケンスを前記電気信号に同期させて、心拍毎にそれぞれ所定回数繰り返すことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  20. 請求項１８記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記パルスシーケンスは、前記所望の撮影領域の位置又は変位情報が反映されたナビゲーションエコーを計測するパルスシーケンスを有し、
    前記被検体状態検出手段は、前記ナビゲーションエコーから、前記所望の撮影領域の位置又は変位を検出し、
    前記パルスシーケンス制御手段は、前記位置が所定の位置に来たとき、又は、前記変位が所望の範囲となったときに、前記第１のパルスシーケンスを実行中の前記第２のパルスシーケンスに挿入して実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
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