CN101052348A - 核磁共振摄像装置 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种在移动平台摄像时，能够进行基于生物体同步信号的摄像起停或摄像条件的变更，并且减轻了平台移动速度的变动对被检体的负担的MRI装置。对在静磁场中传送被检体的平台以及加载用于摄像的RF磁场与倾斜磁场的机构进行控制的控制机构，将平台的移动速度设为考虑了全体摄像时间的一定速度，同时控制RF磁场与倾斜磁场的磁场加载机构，使得被检体坐标系中的摄像视野(摄像区域)的移动速度，与平台的移动速度不同。

Description

核磁共振摄像装置

技术领域

本发明涉及一种测定来自被检体中的氢或磷等的NMR信号，并将核的密度分布或缓和时间分布等视频化的核磁共振摄像装置(以下称作MRI装置)，特别是涉及一种在采用通过一边连续移动置载有被检体的平台，一边取得NMR数据，来在体轴方向上拍摄大范围部位的摄像方法(称作移动平台摄像法)的MRI装置中，抑制因生物体所引起的伪像(artifact)的方法。

背景技术

作为使用MRI装置观察全身的血流动态或代谢等的手段之一，提出了连续移动平台并进行摄像的方法(移动平台摄像法)(专利文献1等)。

另外，还提出了对上述移动平台摄像中，一边移动平台一边通过信号处理恢复摄像所伴随的像质恶化的方法，以及将平台移动速度抑制为不会引起像质恶化的范围内的低速的方法等。

另外，专利文献1中，提出了在全身MRA摄像中，在躯干部中加快平台移动速度，在下肢部中减缓平台移动速度，使得摄像区域与血管中的造影剂流向区域相一致，进行摄像。

专利文献1：美国专利6,912,415号。

但生物体中有心跳或呼吸动作，在拍摄心脏或肝脏的情况下，存在伴随的像质恶化。作为避免这样的生物体运动所引起的像质恶化的方法，广泛使用心电同步法、脉搏同步法、呼吸选通(gate)法。另外，作为去除在生成1张MR图像期间，因被检体动作而产生的生物体伪像的方法，例如还提出了使用外部互相传感器或引导设备回波，监控呼吸动作，只在被检体位置处于给定的变位时，进行测量的方法。

上述移动平台摄像法中，为了得到良好的图像，而必需考虑体动抑制的技术，但例如在移动平台摄像法中使用生物体同步选通(gate)信号的情况下，会产生下述的不当。

也即，生物体同步选通法中，在同步信号截止时不进行摄像。但由于此时平台继续移动，因此测量数据中的平台位置不连续，其结果是导致图像中产生伪像。按照专利文献1中所示的变更平台移动速度的技术思想，为了不产生这样的伪像，而与生物体同步信号一并，让平台的移动也进行动停。这种情况下，选通截止之后，从与选通截止前的摄像位置相同的位置再次开始，通过这样，能够让摄像位置在一系列的数据取得中连续。

但是，一般平台的移动停止时与开始时，平台达到一定速度之前需要给定的时间。因此速度控制变得困难，不实用。另外，这样的平台的间歇驱动，会给被检者增加负担。

在如上述专利文献1中所述，考虑基于场所的血液移动时间并控制平台的移动速度的情况下，也产生同样的问题。

发明内容

因此，本发明的目的在于，在采用移动平台摄像法的MRI装置中，减轻传送机构的移动速度的变动所伴随的被检体的负担，并且在对应大区域的摄像中的条件变化的诊断中，提供有效的图像。

以前，被检体中的摄像视野(信号所得区域)，伴随着作为被检体的传送机构的平台的移动，以相同的速度向平台移动方向的相反方向移动，与此相对，本发明中通过对摄像视野(信号所得区域)进行控制，使其与平台的移动速度不同，来实现上述目的。

也即，本发明的核磁共振摄像方法，是一种在具有所期望的摄像视野的核磁共振摄像装置的静磁场空间中，一边移动置载被检体的传送机构，一边拍摄比上述摄像视野大的被检体摄像范围的方法，具有：

移动上述被检体，使得上述被检体的摄像范围从上述摄像空间中通过的步骤(1)；在上述被检体的移动中的至少一部分期间中，对从上述被检体所得到的信息进行应答，并让上述摄像视野相对上述静磁场空间进行移动的步骤(2)；在上述被检体的移动中，执行摄像脉冲序列，从上述被检体收集核磁共振信号的步骤(3)；以及使用上述核磁共振信号，重构上述被检体的大摄像范围的图像的步骤(4)。

另外，这里从被检体所得到的信息，除了例如心电计或脉搏计等从被检体直接得到的生物体信息之外，还包括伴随着被检体的体动或移动的位置信息以及从核磁共振信号所得到的信息等关于被检体所得到的所有信息。

本发明的核磁共振摄像方法中，相对移动上述摄像视野的步骤(2)中：例如从上述被检体所得到的信息，是从该被检体所检测出的生物体信息；摄像视野相对被检体的移动速度，对上述生物体信息进行应答，被控制为在上述摄像范围的摄像中的第1期间与第2期间中互不相同。

本发明的核磁共振摄像方法中，相对移动上述摄像视野的步骤(2)中：例如上述相对移动的方向，被控制为在上述第1期间与上述第2期间中互不相同。

另外，本发明的核磁共振摄像方法中，在收集上述核磁共振信号的步骤(3)之前，具有在上述摄像范围内进行第1区域与第2区域的设定的步骤(5)；相对移动上述摄像视野的步骤(2)中，具有取得上述摄像视野在上述被检体上的位置信息的步骤(6)；从上述被检体所得到的信息，是表示对上述摄像视野的上述各个区域的到达的信息；摄像视野相对被检体的移动速度，对表示上述到达的信息进行应答，被控制为在上述第1区域与上述第2区域中互不相同。

本发明的核磁共振摄像方法中，相对移动上述摄像视野的步骤(2)中，例如，上述相对移动的方向，被控制为在上述第1区域与上述第2区域中互不相同。

本发明的核磁共振摄像方法，在收集上述核磁共振信号的步骤(3)中：例如，上述摄像范围的至少一部分的摄像，包括使用上述生物体信息的同步摄像；上述第1期间中对上述生物体信息进行应答，执行摄像，上述第2期间中对上述生物体信息进行应答，中断摄像；让上述相对移动方向，在上述第1期间中是与上述被检体的移动方向相反的方向，在上述第2期间中是与上述被检体的移动方向相同的方向。

本发明的核磁共振摄像方法，在收集上述核磁共振信号的步骤(3)中，例如从通过心电计、脉搏计以及体动监控器中至少一个所取得的生物体信号中，取得上述生物体信息；移动上述被检体的步骤(1)中，上述传送机构的移动速度，由包括上述第1期间与上述第2期间的全体摄像时间，以及为了拍摄上述摄像范围上述传送机构移动的距离来决定；相对移动上述摄像视野的步骤(2)中，上述第1期间中的摄像视野相对上述被检体的移动速度，由没有上述同步摄像的情况下的全体摄像时间以及为了拍摄上述摄像范围而上述传送机构移动的距离来决定，在上述中断的时刻，从摄像视野的位置开始执行摄像；让上述第2期间中的摄像视野相对上述被检体的移动速度为零，使得摄像视野相对上述被检体的位置不移动。

本发明的核磁共振摄像方法，在收集上述核磁共振信号的步骤(3)中，例如上述第2区域的摄像，包括为了重构被检体图像的必需的核磁共振信号的收集，与为了检测被检体的体动所必需的核磁共振信号的收集；相对移动上述摄像视野的步骤中(2)，摄像视野相对上述被检体的移动速度，被控制为在上述第2区域中比在上述第1区域中慢。

本发明的核磁共振摄像方法，在上述各个区域的设定步骤(5)中，例如，在上述第1区域与上述第2区域中进行不同摄像条件的设定；相对移动上述摄像视野的步骤(2)中，摄像视野相对上述被检体的移动速度，对应于上述各个摄像条件，被控制为在上述第1区域与上述第2区域中互不相同。

本发明的核磁共振摄像方法，在上述各个区域的设定步骤(5)中，例如，设定上述摄像条件，使得上述第2区域相对上述第1区域具有高空间分辨率；相对移动上述摄像视野的步骤(2)中，摄像视野相对上述被检体的移动速度，被控制为在上述第2区域中比在上述第1区域中慢。

本发明的核磁共振摄像方法，在上述各个区域的设定步骤(5)中，例如，将上述第2区域的摄像条件设定得与上述第1区域的摄像条件相比，使切片数与相位编码数以及切片编码数中的至少1个增加。

本发明的核磁共振摄像方法，在上述各个区域的设定步骤(5)中，设定上述摄像条件，使得上述第2区域相对上述第1区域具有高SN；相对移动上述摄像视野的步骤(2)中，摄像视野相对上述被检体的移动速度，被控制为在上述第2区域中比在上述第1区域中慢。

本发明的核磁共振摄像方法，在上述各个区域的设定步骤(5)中，例如，将上述第2区域的摄像条件设定得与上述第1区域的摄像条件相比，上述核磁共振信号的平均次数增加。

本发明的核磁共振摄像方法，在上述各个区域的设定步骤(5)中，例如，设定上述摄像条件，使得上述第1区域中的上述摄像视野的大小与上述第2区域中的上述摄像视野的大小互不相同。

本发明的核磁共振摄像方法中，收集上述核磁共振信号的步骤(3)，包括使用造影剂的摄像；上述各个区域的设定步骤(5)中，设定上述第1区域，并且在上述造影剂的移动速度比在该第1区域中慢的区域中，设定上述第2区域；相对移动上述摄像视野的步骤(2)中，摄像视野相对上述被检体的移动速度，被控制为在上述第2区域中比在上述第1区域中慢。

本发明的核磁共振摄像方法中，在上述各个区域的设定步骤(5)之前，具有取得上述摄像范围中的上述造影剂的平均流速的步骤(7)；移动上述被检体的步骤(1)中，上述传送机构的移动速度设置为上述平均流速；相对移动上述摄像视野的步骤(2)中，为了让摄像视野相对上述被检体的移动速度与上述造影剂的移动速度相一致，而在上述第1区域中，让摄像视野相对上述被检体的移动方向与该被检体的移动方向相反，在上述第2区域中，让摄像视野相对上述被检体的移动方向与该被检体的移动方向相同。

本发明的核磁共振摄像方法中，例如上述各个区域的设定步骤(5)中，设定上述第1区域，并且在与该第1区域相比，上述被检体的体轴方向与上述被检体的移动方向所形成的角度较大的区域中，设定上述第2区域；相对移动上述摄像视野的步骤(2)中，摄像视野相对上述被检体的在该被检体的移动方向上的移动速度，被控制为在上述第2区域中比在上述第1区域中慢。

上述核磁共振摄像方法中，相对移动上述摄像视野的步骤(2)中：例如上述摄像视野沿着上述体轴方向移动；让上述摄像视野在上述体轴方向的移动速度，在上述第1区域与上述第2区域中大致相同。

本发明的核磁共振摄像方法中，从上述被检体收集核磁共振信号的步骤(3)中，加载用来激励上述摄像视野的高频磁场；相对移动上述摄像视野的步骤(2)中，控制上述高频磁场的频率，并控制上述摄像视野的相对移动。

本发明的核磁共振摄像方法，移动上述被检体的步骤(1)中，例如，上述被检体的移动速度，在上述摄像范围的摄像期间中是一定的。

本发明的核磁共振摄像方法，移动上述被检体的步骤(1)中，例如，上述被检体的移动速度，被控制为在上述第1期间与上述第2期间中互不相同。

本发明的核磁共振摄像方法，上述图像重构步骤(4)中，例如，上述摄像范围的摄像中的至少一部分期间中，根据至此所取得的上述核磁共振信号，重构上述摄像范围之一部分的图像。

另外，本发明的核磁共振摄像装置，在这种具有在包括所期望的摄像视野的静磁场空间中传送被检体的传送机构、从上述被检体取得信息的取得机构、给上述被检体加载高频磁场与倾斜磁场的各个磁场加载机构、控制上述传送机构与磁场加载机构的控制机构、以及接收由上述被检体所产生的核磁共振信号并重构图像的信号处理机构，一边通过上述传送机构移动上述被检体，一边取得上述核磁共振信号，并取得比上述摄像视野大的摄像范围的图像的核磁共振摄像装置中，上述控制机构，在上述被检体的移动中的至少一部分期间中，对来自上述被检体的信息进行应答，控制上述磁场加载机构，使得上述摄像视野相对上述静磁场空间移动。

本发明的核磁共振摄像装置中，例如，从上述被检体取得信息的机构，从上述被检体取得生物体信息；上述控制机构控制上述磁场加载机构，使得摄像视野相对被检体的移动速度，对上述生物体信息进行应答，在上述摄像范围的摄像中的第1期间与第2期间中互不相同。

本发明的核磁共振摄像装置中，例如，从上述被检体取得信息的机构，取得上述被检体上的上述摄像视野的位置信息，并求出表示上述摄像视野到达预先设定的上述摄像范围内的第1区域与第2区域的信息；上述控制机构控制上述磁场加载机构，使得摄像视野相对被检体的移动速度，对表示上述到达的信息进行应答，在上述第1区域与上述第2区域中互不相同。

本发明的核磁共振摄像装置中，例如，取得上述生物体信息的机构，是心电计、脉搏计以及体动监控器中的至少一个；上述控制机构控制上述磁场加载机构，在上述第1期间中，对上述生物体信息进行应答，执行摄像，在上述第2期间中，对上述生物体信息进行应答，中断摄像。

本发明的核磁共振摄像装置中，例如，取得上述摄像视野位置的机构，包括上述传送机构中所具有的编码器，根据来自上述编码器的信息与上述高频磁场的频率，取得上述被检体中的摄像视野的位置信息。

通过本发明，一边移动被检体一边进行摄像，同时在被检体(也即传送机构)的移动中，让摄像视野相对静磁场空间进行移动，通过这样，减轻了伴随着传送机构的移动速度的变动的被检体负担，并且能够提供对应对应大区域的摄像中的条件的变化的诊断中非常有效的图像。例如同步摄像的情况下，即使在按照选通信号，摄像进行起停的情况下，也能够维持信号取得区域的连续性，得到没有伪像的图像。并且能够进行对摄像区域的一部分，对应用户的请求，得到高空间分辨率的图像，或得到多个切片图像等多种多样的摄像。进而，在使用造影剂的摄像中，还能够实现追踪造影剂的移动速度的摄像。

另外，通过本发明，由于能够考虑全体摄像时间设定传送机构的移动速度，因此即使有摄像的中断/再进行等多种多样的伴随着摄像的摄像时间变动，也能够将磁场不均匀所带来的影响抑制到能够忽略的程度，从而能够得到良好的图像。

附图说明

图1为表示使用本发明的MRI装置的全体概要的图。

图2为表示信号检测部与信号处理部的详细内容的图。

图3为说明二重同步摄像的图。

图4为表示本发明的MRI装置所采用的摄像顺序之一例的图。

图5为表示第1实施方式的移动平台摄像的动作之一例的流程图。

图6为表示摄像视野、平台以及被检体的位置关系的图。

图7为表示第1实施方式中的摄像视野与平台的位置关系的图。

图8为表示第2实施方式中的摄像视野与平台的位置关系的图。

图9为表示第3实施方式中的摄像视野与平台的位置关系的图。

图10为表示第4实施方式中的摄像视野与平台的位置关系的图。

图11为说明移动平台摄像法的图。

图12为表示非同步摄像中的摄像视野与平台的位置关系的图。

图13为表示第2实施方式的移动平台摄像的动作之一例的流程图。

图14为说明本发明的各个实施方式中的摄像区域或摄像期间的动作的图。

图15为说明本发明的第5实施方式的图。

图中：101...被检体，102...静磁场磁铁，103...倾斜磁场线圈，104...RF线圈，105...RF探针，106...信号检测部，107...信号处理部，111...控制部，112...平台(传送机构)，114...平台控制部，115...监视机器。

具体实施方式

下面对照附图，对本发明的实施方式进行说明。

图1为表示应用本发明的MRI装置的全体概要的图。该MRI装置具有：在被检体101所插入的空间中产生静磁场的磁铁102、在该空间中产生倾斜磁场的倾斜磁场线圈103、在被检体的摄像区域中产生高频磁场的RF线圈104、检测出被检体101所产生的核磁共振(MR)信号的RF探针105、以及用来在静磁场空间中插入被检体101的平台112。平台112的桌面上，设有用来检测出其位置与移动量的检测机构，例如编码器。

倾斜磁场线圈103由互相垂直的3方向(X，Y，Z)的倾斜磁场线圈构成，对应于来自倾斜磁场电源109的信号，分别产生倾斜磁场。通过该倾斜磁场的加载方法，来决定被检体的摄像剖面，或给MR信号赋予位置信息。

RF线圈104对应于RF发送部110的信号，产生高频磁场。RF探针105的信号由信号检测部106检测出来，并在信号处理部107中进行信号处理，另外通过计算变换成图像信号。图2中示出了信号检测部106以及信号处理部107的详细构成。如图所示，信号检测部106由AD变换/正交检波电路203构成，使用来自RF发送部110的高频发生电路的参照信号，对RF接收线圈201的前置放大器202放大过的NMR信号进行正交检波，同时进行AD变换，并作为两个系列的数据发送给信号处理部107。信号处理部107进行数据的傅立叶变换、修正、以及根据需要的合成等处理，再构成图像。在显示部108中显示出图像。

倾斜磁场电源109、RF发送部110、以及信号检测部106由控制部111控制。控制的时间图一般称作脉冲序列，由摄像方法所决定的各种脉冲序列(摄像序列)预先作为程序存储在未图示的存储部中。控制部111中，除了这样的存储之外，还具有用于摄像顺序的选择或摄像参数等的输入的输入装置(用户界面：UI)。

平台112能够在图中箭头113所示的方向移动，由平台控制部114驱动。平台控制部114根据来自控制部111的指令，让平台112边匹配摄像顺序的执行边进行移动。平台的移动速度，例如在从头顶部到脚部的移动速度典型的是0.5cm/秒～2.0cm/秒。

另外，本实施方式中，控制部111被输入来自对被检体101的生物体信号进行监控的机器115的信号，根据生物体信号来控制摄像顺序的执行。监视机器115例如对心跳、脉搏、心电波、呼吸动作等进行监控，并将其变换成电气信号或光信号，实时发送给控制部111。

监控机器115例如具有心电计与检测出被检体腹部的上下运动的呼吸动作传感器，摄像时采用心电选通、呼吸动作选通或其组合而成的二重同步。图3中示出了二重同步的情况下的选通信号之一例。图中，(a)是来自心电图的信号(R波)，(b)是来自呼吸运动传感器的位置信号，(c)是(a)与(b)的AND信号，(d)是选通信号。二重同步的情况下，控制部111使用在来自心电计的信号为R波与R波之间，且来自呼吸动作传感器的位置信号是被检体位置为给定范围时，接通摄像，此外则将其断开的选通信号，控制摄像的起停。

图4中示出了本发明的MRI装置中所执行的摄像顺序之一例。该摄像顺序，一般是3D梯度回波序列，首先将高频脉冲401与切片选择倾斜磁场402同时加载，激励被检体的给定区域。切片(平板)是平行于被检体的体轴的剖面。之后，加载切片编码倾斜磁场脉冲403与相位编码倾斜磁场脉冲404，接下来加载读出倾斜磁场脉冲405，在从高频脉冲401的加载开始经过了TE时间407之后的时刻，测量回波信号406。这样的测量，一边变化切片编码倾斜磁场脉冲403与相位编码倾斜磁场脉冲404的强度，一边在每个重复时间408中重复，最终测量出1张3D图像再构成所必需的回波信号。

切片编码与相位编码的数目，通常选择每1张3D图像32、64、128、256、512等值的组合。各个回波信号通常作为128、256、512、1024个抽样数据所构成的时间系列信号得到。通过对该数据考虑k空间数据的偏差并进行三维傅立叶变换，能够得到3D图像数据。

图像重构方法，与公知的移动平台摄像法中的图像重构方法相同。对其概念进行简单说明。例如图11(a)所示，将平行于被检体1101的体轴的面作为摄像剖面，将平行于平台1102也即被检体的移动方向(图中的箭头方向)的方向作为读出方向Gr，连续进行摄像。这里，在将点P作为起点(0)让平台1102在箭头方向进行移动时，摄像视野(FOV)1103相对被检体1101进行移动，其移动速度与平台的移动速度一致。如果将通过这样的摄像所得到的回波信号在读出方向上进行傅立叶变换，便如图11(b)所示，其数据(ky-x空间数据)在读出方向(x方向)上错开，最终变成了充满ky-x空间的数据。因此通过将充满了ky-x空间的数据在相位编码方向上进行傅立叶变换，能够得到x方向的长度横贯全体的图像。

移动平台摄像法中，典型的是使用COR剖面或TRS剖面，平台的移动方向在TRS剖面中是切片方向，在COR剖面中是读出倾斜磁场方向。本发明中可以采用任一个方法，另外并不仅限于这些公知的方法。

另外，图4中示出了倾斜回波系的序列，但还可以采用其他摄像顺序。例如作为扩张强调摄像，可以采用以EPI为基础的DWI(Diffusion WeightedImaging)序列，冠状动脉摄像或通用T2图像用中可以采用FSE(Fast SpinEcho)。另外，并不仅限于3D序列，还可以是2D序列、多切片序列，甚至径向扫描。

接下来对上述构成中的MRI装置的动作进行说明。

本实施方式的MRI装置，其特征在于同步摄像的控制中，因此首先对非同步摄像的情况下的动作进行说明。非同步摄像的控制，与以前的移动平台摄像法相同，计算出拍摄沿着平台的移动方向的大摄像范围所需要的时间，并根据该摄像时间决定平台的移动速度Vb。也即，将平台的移动速度Vb设为大致是全摄像范围的长度除以摄像时间所得到的速度。摄像时间在决定了摄像顺序之后，由其TR、编码数、FOV数自动决定。在摄像中，如果连续执行同一个摄像顺序，平台移动速度Vb便与被检体中的摄像视野位置的移动速度Vf相一致，变为图12所示。图12的上侧所示的曲线图，横轴表示时间，纵轴表示位置，2根线分别表示摄像时间中的平台位置的变化、摄像视野位置的变化。另外，中央的折线，将摄像时间内的摄像进行的状态作为编码量的变化模式显示出来，如果设摄像脉冲序列是2D序列，细折线便表示1编码步骤，间隔较宽的折线表示1视野部分的相位编码方向的编码量的变化。另外，如果设摄像脉冲序列是3D序列，细折线便表示1切片编码步骤，间隔较宽的折线表示1视野部分的切片编码方向的编码量的变化。另外，图12的下侧示出了视野1103与被检体1101的关系。该非同步摄像中，对静磁场中心的视野1103的位置不变化。

接下来，对同步摄像的情况下的动作进行说明。图5为表示同步摄像的情况下的控制流程的图。

首先，如果选择了同步摄像(步骤501)，便对相应的摄像部位，设定同步摄像的摄像速度相对不是同步摄像的情况下(非同步摄像的情况下)的摄像速度的比率(步骤502)。非同步摄像的摄像时间，如果决定了摄像顺序，便由其TR、编码数、FOV数自动决定，因此相应的设定同步摄像时间增长到什么程度，也即摄像速度降低到什么程度。这样的速度比率R，可以在摄像开始之前接收一定时间的生物体同步信号，并根据其开关信号自动计算出来，也可以由用户手动输入相应摄像部位的同步摄像的平均摄像时间或同步与非同步的比率的经验值。例如，脉搏选通摄像中，如果将摄像速度降低25％进行摄像，便设为1/4(25％)。另外，心脏冠状动脉摄像，在非同步摄像的摄像时间T0是60秒，心电与呼吸的二重同步摄像的摄像时间Tg是200秒的情况下，设为60/200。

如果像这样设定比率R，便据此来决定平台移动速度Vb以及被检体坐标系中的摄像区域(摄像视野)的移动速度Vf(步骤503)。通常(非同步)的移动平台摄像法中的平台的移动速度Vb以及摄像区域的移动速度Vf，是Vb＝Vf，如果设摄像顺序的重复时间TR的期间中，回波信号在读出方向上偏移的偏移量是Δx，则Vb＝Vf＝Δx÷TR。

与此相对，在同步摄像的情况下，设非同步时的平台移动速度V0时，平台移动速度Vb就变为

Vb＝V0×R    (例如R＝T0/Tg)

也即，在非同步摄像的摄像时间T0是60秒，同步摄像的摄像时间Tg是200秒的前述例子中，如果设非同步摄像时的平台的移动速度是1cm/秒，同步摄像时便将平台的移动速度降低到0.3(≈1cm/秒×60/200)进行摄像。

另外，摄像区域的移动速度Vf(＝Δx÷TR)，必须与摄像速度相同，因此设为：

Vf＝V0

通过这样，摄像区域的移动先于平台的移动，摄像区域的中心错开了静磁场的中心。为了消除该偏差，以相当于与平台的移动速度之差的速度，让装置坐标系中的摄像视野(FOV)向着与平台的移动方向相反的方向移动，进行摄像(步骤504)。摄像视野的移动将在后面说明，例如能够通过改变照射频率来实现。这样，摄像中装置坐标系与被检体坐标系双方中，摄像视野位置时刻变化。

另外，生物体同步中，在选通信号截止时，中断摄像(步骤505)。由于该摄像中断时平台仍然继续移动，因此控制装置坐标系中的FOV，使得下一次选通信号导通时，被检体坐标系中的摄像视野位置，是与摄像中断时的摄像视野位置相同的位置，开始回波信号的取得(步骤506)。这样的摄像视野位置的控制，与上述摄像中的视野位置的移动相同，能够通过控制装置坐标系中的视野位置来实现。例如关于切片方向，通过控制切片倾斜磁场与激励RF脉冲的频率，能够控制装置坐标系中的视野位置。通过这样，被检体坐标系中能够与摄像的开关无关，在连续的视野位置中进行摄像。

下面对用来实现摄像视野位置的移动照射频率的控制进行说明。

使用前述的Vb、Vf、V0，计算出摄像视野位置的移动速度与平台的移动速度之差。如果设移动速度的差为Vshift，则表示为：

Vshift＝Vf-Vb＝V0(1-R)

现在设摄像开始时间为t＝0，在t＝t1之前连续进行摄像，从t＝t1到t＝t2，在选通信号(同步信号)到达之前中断摄像，t＝t2时捕捉到选通信号，重新开始摄像。此时，通过装置坐标系计算出摄像视野位置从摄像初期偏移的偏移量。如果设偏移量为ΔX(t)，则

0＜t＜t1时

ΔX(t)＝t·Vshift＝t·V0(1-R)

t1＜t＜t2时，由于不进行摄像，因此摄像视野位置相应地不定义ΔX(t)

t1＜t＜t2时

ΔX(t)＝t1·Vshift-Vb(t2-t1)+(t-t2)Vshift

      ＝t1·V0(1-R)-V0R(t2-t1)+(t-t2)V0(1-R)

      ＝(t1+t-t2)V0(1-R)-V0R(t2-t1)

相对切片倾斜磁场强度Gs，所期望的照射频率f对应于时刻变化的摄像视野位置进行变化。如果设变化量为Δf(t)，则

Δf(t)＝γGs·ΔX(t)

(公式中γ为磁旋转比)

因此，

0＜t＜t1时，

Δf(t)＝γGs{t·V0(1-R)}

t1＜t＜t2时，

Δf(t)＝γGs{(t1+t-t2)V0(1-R)-V0R(t2-t1)}

另外，在选通信号截止的时间(t1＜t＜t2)中，如果设此时的平台移动量为Δxb，则相对切片倾斜磁场强度Gs，所期望的照射频率f，相对选通信号截止之前的频率错开下式所给出的Δf

Δf＝γGs·Δxb

图6中示出了这样的摄像中的摄像视野、平台以及被检体的位置关系。图中，纵向的箭头表示通过静磁场中心的静磁场方向，设平台605在与其垂直的方向上移动。设摄像开始时的时刻t1中，FOV601的中心与静磁场的中心一致，与被检体600的给定点P也一致。摄像进行时t2中，平台605以移动速度Vb进行移动，其移动量为Δx1。如果平台605的移动速度Vb与摄像视野的移动速度Vf相同，则FOV的位置相对静磁场中心不变，时刻t2中的FOV变为虚线所示的位置602’，但本实施方式中，由于Vf＞Vb，因此移动到实线所示的位置602中。也即，变为由Vb与Vf的差所决定的α部分偏心。接下来，在该时刻t2中摄像停止，并在时刻t3中重新开始，则由于摄像关闭的期间中，平台605也继续等速移动，因此摄像重新开始的时刻t3中，被检体600也在移动。如果在与时刻t2的视野位置602相同的视野位置603’重新开始摄像，相当于此期间的平台移动量Δx2的部分的数据便会丢失。因此进行控制，让装置坐标系中的视野位置移动到实线所示的位置603上，使得被检体600中的摄像视野与时刻t2中的相同。也即，视野602中的点P的位置，与视野603中的点P的位置一致。

图7中示出了全摄像中的摄像视野位置(被检体坐标系中的位置)与平台位置之间的关系。图中，纵轴表示平台移动方向的位置，横轴表示时间，平台位置通过点线表示，另外，同步的情况下的摄像视野位置通过实线表示，非同步摄像的情况下的摄像视野位置通过单点划线表示。表示非同步的情况下的摄像视野位置的单点划线，与表示非同步的情况下的摄像视野位置的实线的倾斜部分是平行的。也即，任一个情况下摄像速度都相同。另外，(a)示意出生物体同步选通信号，(b)示意出伴随着摄像的编码量的变化，例如在2D序列的情况下，细折线表示1编码步骤，间隔较大的折线表示每一视野的摄像的相位编码方向上的编码量的变化。另外，这里只示出了相位编码方向的编码量作为编码量，但在如图4所示的3D摄像的情况下，细折线表示1切片编码步骤，间隔较大的折线表示每一视野的摄像在相位编码方向上的编码量的变化。

如图所示，由于平台移动速度一定，因此平台位置线性变化，但由于摄像时的摄像视野位置的移动速度比平台移动速度快，因此在选通信号变为截止的时刻，由于平台位置的移动量比该摄像期间的视野移动量(Δx)小，因此在通过选通信号让摄像关闭时，平台也连续移动。另外，被检体坐标系中的摄像视野位置，在选通信号截止时是固定的，因此即使存在不取得信号的时间，所得到的回波信号也是与连续移动平台并取得的信号等价的信号。另外，此间两者的位置偏差缩小，不管摄像的开关，平台位置与摄像视野位置都几乎一致地行进。摄像过程中的稍微的平台位置与摄像视野位置的偏差，相当于摄像视野相对静磁场中心的稍微偏差，能够忽略。

将通过这样的摄像所得到的回波信号在读出方向上进行傅立叶变换所得到的混合数据(ky-x空间数据)，如图11(b)所示，进一步在相位编码方向上进行傅立叶变换，能够得到包括被检体的很广摄像区域全体的图像。另外，图像的重构可以在摄像结束之后进行，也可以在ky方向中混合数据的数据齐备时，在ky方向进行傅立叶变换，并顺次重构摄像过程中的图像，并根据需要显示出来。

这样，本实施方式中，通过让平台的移动速度，与实际的摄像速度相一致，则在同步测量中，即使存在不取得信号的时间，装置坐标系中的视野位置也几乎为一定的状态，能够取得与平台连续移动并取得的信号等价的回波信号。因此能够得到不会发生因连续的平台移动中的断续摄像所引起的伪像的同步摄像图像。

应用本实施方式的摄像方法，可以列举出基于心电同步或其与互相动作的二重同步的心脏摄像(短轴像、长轴像、4腔像、冠状动脉像)、肝脏的不屏气摄像、肾动脉、冠状动脉、大动脉等脉搏同步摄像、大动脉等心电同步血流测量。

另外，本实施方式中，对设有外部体动传感器作为呼吸动作监控器的情况进行了说明，但也可以执行用来产生、取得引导回波的序列(引导序列)来作为体动监控。引导序列中，使用高频磁场与选择倾斜磁场，对关注部位(例如横隔膜等)进行局部激励，并从该局部激励区域取得没有加载相位编码倾斜磁场的回波(引导回波)。这样的引导序列，例如可以对应摄像顺序的选择，作为与摄像顺序组合而成的给定的顺序，在控制部111的控制下执行。通过引导序列的执行，能够得到如图3(e)所示的表示被检体位置的信息，并生成同步摄像中所需要的选通信号(f)。

在像这样使用引导回波的情况下，图1的生物体监控机器115的功能由MRI信号检测部106与信号处理部107代行，因此不需要作为硬件的独立的体动监控器。在代替体动监控使用引导回波的情况下，也可以进行使用来自心电计的信号的二重同步。

以上，作为本发明的第1实施方式，对实施同步摄像的实施方式进行了说明，但本发明的特征在于分别控制平台的移动速度，与被检体中的视野位置移动速度，不管是否是生物体同步摄像都能够适用，通过这样能够进行多种多样的摄像。下面对本发明的另一实施方式进行说明。

图8为表示本发明的第2实施方式的图，与图7一样，通过点线表示平台位置，通过实线表示摄像视野位置。

本实施方式中也让平台的移动速度一定，同时考虑全体的实效摄像时间，决定其移动速度，这一点与第1实施方式相同。但本实施方式的不同点在于，摄像自身连续进行，被检体坐标系中的摄像视野的移动速度因区域而不同。具体的说，通常让被检体坐标系中的摄像视野的移动速度比平台的移动速度快，对于特定部分，则使其比平台的移动速度慢，取得高空间分辨率的图像。

也即，如图所示，通常的摄像中，相位编码例如在-127～128之间扫描，取得1张图像的数据(以下将对所有相位编码量的信号进行测量的1视野部分的摄像称作1次测量)。此时的摄像视野的移动速度，大于平台的移动速度。但对取得高空间分辨率的图像的部分(图中第3次到第4次的测量)，相位编码例如在-255～256之间进行扫描，取得1张图像数据。这里，伴随着相位编码数的增加，降低摄像视野的移动速度(图中的实施例中变为1/2)，变得比平台的移动速度慢。第1次测量中，装置坐标系中的摄像视野的移动距离，在高空间分辨率摄像时以及此外时相同。

平台的移动速度Vb，如果设通常摄像时的摄像视野的移动速度为Vf1，高空间分辨率摄像时的移动速度为Vf2，则通过下式(1)、(2)表示。

Vb＝[平台的移动距离]÷(rT1+(1-r)T2)      (1)

[平台的移动距离]＝Vf1×T1+Vf2×T2        (2)

并且，T1表示[高空间分辨率摄像的测量次数]×[1次测量时间(TR×相位编码数)]，T2表示[通常摄像的测量次数]×[1次测量时间(TR×相位编码数)]。r表示“高空间分辨率摄像的测量次数”相对所有测量次数的比率。

因此，如果决定了摄像顺序、高空间分辨率摄像以及通常摄像的摄像顺序、以及测量次数，便能够根据式(1)、(2)自动求出Vb。反之，还可以在摄像之前由用户设定平台的移动速度与摄像视野位置，并对应该设定在控制部111中设定高空间分辨率摄像的条件(相位编码量)。

图13中示出了本实施方式的控制流程之一例。首先，如果选择了包括高空间分辨率摄像的摄像(步骤801)，便受理在全部摄像区域中进行高空间分辨率摄像的区域的指定(步骤802)。被检体中的区域设定，例如图14所示，将事先所拍摄的被检体全身的概要图像(扫描图像)1400显示在显示部108中，并在该图像上将第2区域指定为高空间分辨率摄像的区域1401。或者例如可以将距离全体摄像区域的端部的距离或范围作为树脂输入并设定。此时也可以设定高空间分辨率摄像的条件等。通过该设定，计算出高空间分辨率摄像的测量次数相对全体测量次数的比率r，根据式(1)、(2)计算并设定平台的移动速度Vb，与通常摄像以及高空间分辨率摄像中的摄像视野的移动速度Vf1、Vf2(步骤803)。摄像开始之后(步骤804)，在通常摄像的情况下，被检体中的视野位置的移动速度比平台的移动速度快，同时对应于其差值边控制装置中的FOV位置边进行摄像(步骤805)。另外，在高空间分辨率摄像区域的情况下，让被检体中的视野位置的移动速度比平台的移动速度慢，同时对应于其差值，在与通常摄像的情况下相反的方向中，边控制装置中的FOV位置，边进行摄像(步骤806)。

另外，是否到达了高空间分辨率摄像区域与低空间分辨率摄像区域，可以根据步骤802中所指定的第1与第2区域的位置以及平台的移动速度来自动判断。另外，关于被检体上的摄像视野的位置，例如可以根据设置在平台(桌面)上的编码器所检测出的平台的位置与移动量，以及根据高频脉冲的发送频率与切片选择倾斜磁场之间的关系(Δf＝γGs·Δxb)所求出的摄像区域的移动量，来得知摄像区域是否到达了给定区域。

这样，通过本实施方式，在移动平台摄像法中能够任意让全体图像的一部分高空间分辨率化。另外，即使这样使得摄像时间延长，也能够抑制磁场不均匀的影响。

另外，上述说明中，让摄像视野位置的移动速度不同的区域设有通常摄像区域(第1区域)与高空间分辨率区域(第2区域)这两种，但例如也可以象低空间分辨率区域、通常摄像区域、高空间分辨率区域等这样，在3种或其以上的区域中，分别控制摄像视野位置的移动速度。

另外，上述实施方式中，对将第2区域作为高空间分辨率的区域的情况进行了说明，但第2区域也可以是包括引导回波的收集的带体动监控的摄像。在对被检体的大范围进行摄像的情况下，头部或脚部中，体动监控的必要性较低，但胸腹部(例如图14的区域1401)的摄像中，体动监控是很有效的。在将引导回波的收集作为体动监控，增加到用于图像重构的信号收集中的情况下，TR延长，摄像时间增长，但该区域的摄像与上述高空间分辨率摄像区域的情况下一样，被检体中的视野位置的移动速度比平台的移动速度慢，同时对应于其差，在与通常摄像的情况下相反的方向中，控制装置中的FOV位置。通过这样，不需要变更平台移动速度，能够只在第2区域中执行带体动监控的摄像。这样的带体动监控的摄像，可以与上述同步摄像组合起来，也即可以将体动监控的结果用作同步信号，还能够将引导回波用于最后的图像位置校准。

进而，第2实施方式中的第2区域可以采用高SN摄像。进行高SN摄像的第2区域中，例如让同一相位编码中所取得的信号的相加次数比第1区域多，实现高SN化。这种情况下，在设定图13中所示的区域的步骤802中，设定进行高SN摄像的区域与信号的相加次数(平均次数)。通过该设定，计算出高SN摄像的测量次数相对全体测量次数的比率r，根据式(1)、(2)计算并设定平台的移动速度Vb，以及通常摄像与高SN摄像中的摄像视野的移动速度Vf1、Vf2。

像这样进行通常摄像的情况下，让被检体中的视野位置的移动速度比平台的移动速度快，同时在高SN摄像的情况下，让被检体中的视野位置的移动速度比平台的移动速度慢，不需要变更平台的移动速度，就能够部分地(也即对希望进行详细观察的部位)进行高SN摄像。

图9为表示第3实施方式的图。本实施方式中也让平台的移动速度一定，同时根据区域来变更摄像视野位置的移动速度，这一点与第2实施方式一样。但本实施方式中，在所有的摄像中都让相位编码数一定，例如从-127扫描到128，得到1张图像，同时进行控制，让装置坐标系中的摄像视野的移动速度根据区域进行变动。也即，例如第1次、第2次的测量中，让摄像视野位置移动的比平台的移动速度更快，但第3次、第4次的测量中，将装置坐标系中的摄像区域的移动距离设为第1、第2次测量的1/2，将被检体坐标系中的摄像视野位置的速减速为1/2。另外，装置坐标系中的摄像区域移动的控制，如第1实施方式中所述，例如能够通过控制切片方向的倾斜磁场与RF脉冲的频率来实现。

为了执行基于本实施方式的控制，例如在全体摄像区域中，设定让摄像视野位置以比通常慢的速度进行移动的区域，根据该区域的范围与计算的比率，计算出全体区域的摄像时间，并通过这样来设定平台移动速度。区域的设定与第2实施方式一样，使用显示在显示部中的扫描图像进行指定并输入数值。摄像时，首先以通常的视野位置移动速度，也即比平台的移动速度快的视野位置移动速度进行摄像，如果因平台的移动导致摄像区域到达设定的区域，便将视野位置移动速度减速到已设定的慢速度，进行摄像。此间平台的移动速度与摄像速度不变。但对应于被检体中的视野位置移动速度与平台移动速度之差，变更装置坐标系中的FOV。

本实施方式，通过对一部分区域降低摄像视野的移动速度，非常适于例如对因造影剂的注入而使得肾脏或肝脏的实质被染色的状态适时进行拍摄等，时机非常重要的摄像。

应用于造影剂摄像的情况下，例如将平台的移动速度，设为与造影剂在平台的移动方向中的移动速度(以下简称作造影剂的移动速度)的平均速度相同的速度，同时对应于平台的移动速度与摄像区域中的造影剂的移动速度之差，控制视野位置的移动速度，在平台的移动速度较快的情况下，在与平台相反的方向上移动视野位置，在平台的移动速度较慢的情况下，在与平台相同的方向上移动视野位置。通过这样，能够让摄像视野相对被检体的移动速度与造影剂的移动速度基本一致，从而能够进行追踪造影剂的移动速度的摄像。

图10为表示第4实施方式的图。本实施方式中，在摄像之前预先设定让摄像视野位置的移动速度不同的被检体区域，以及让平台的移动速度一定，同时让摄像视野位置的移动速度根据区域进行变动这两点，与第2、第3实施方式相同。但本实施方式中，所有的摄像中，相位编码数都一定，通过增加1测量中的切片数，来降低摄像视野位置的移动速度。

具体的说，例如第1次、第2次的测量中，让摄像视野位置移动的比平台的移动速度更快，通过1次测量得到1张切片图像，但第3、第4次测量中，同一个TR中的切片数为2张。因此如图所示，表示相位编码(-127～128的扫描)的线的倾斜变为第1次、第2次的1/2。1次测量中的装置坐标系中的摄像区域的移动距离，在所有的测量中都相同。

本实施方式中也一样，虽然因切片数增加而导致摄像时间延长，但让平台移动速度相对摄像视野位置的移动速度不同，同时适当控制装置坐标系中的摄像视野位置，因此不管摄像时间的延长如何，都能够将静磁场的不均匀影响抑制为最小限度。

以上，对第2～第4实施方式进行了说明，但这些实施方式并不仅限于这里所说明的减速的方法与切片数，因让平台移动速度与摄像视野移动速度不同所产生的时间的余裕还能够进行各种灵活应用。例如，能够延长TR，并充当延长的摄像时间。这种情况下，图10的第3、第4次测量中，除了1编码步骤的宽度(细折线的间隔)扩大以外，均与第4实施方式一样，能够使用本发明。

接下来对本发明的第5实施方式进行说明。该实施方式如图15(a)所示，适用于被检体的身体一部分相对平台的移动方向倾斜的情况。

本实施方式中，在图15(a)所示的例子中，头部1501、躯干部1502，在垂直于平台的剖面(0)中进行摄像。在摄像到达大腿部1503(图中A点)时，将摄像剖面设为对应大腿部的弯曲而倾斜了角度θ1的摄像剖面(FOV1)。另外，在摄像到达腿关节1504(图中B点)时，将摄像剖面设为对应下肢偏远部的弯曲而倾斜了角度θ2的摄像剖面(FOV2)。这里，设平台的移动速度一定，为了让各个摄像剖面(FOV1、FOV2)的剖面方向的移动速度符合平台移动速度，在假设平台移动速度为v0时，FOV1、FOV2沿着平台的移动速度(与平台相反方向的速度)v1、v2最好为：

v1＝v0·cosθ1

v2＝v0·cosθ2

更具体的说，将平台移动速度Vb设为v0、v1、v2的平均值，对应于所设定的平台移动速度Vb与摄像剖面的移动速度v0、v1、v2的速度差，对摄像剖面进行微调，并连续进行摄像(如图15(b))。像这样，在平台移动反方向的摄像剖面(摄像视野)的移动速度，对应于摄像剖面的倾斜进行变化的情况下，也能够使用本发明。

进而，第2～第5实施方式，还能够对应于摄像区域适当进行组合。另外，第2～第5实施方式中，对相对平台的移动速度摄像视野的移动速度较快的情况与较慢的情况组合而成的情况进行了说明，但也可以只执行一方(例如Vb＜Vf)。也即，上述实施方式中，对最终的平台移动量与被检体中的视野移动量相一致的情况进行了说明，但只要是Vb与Vf的速度差所引起的视野距静磁场中心的偏移，给图像带来的影响能够忽视的范围即可。

另外，本发明在让平台的移动速度一定，而视野移动量对应于摄像的起停或摄像区域进行变化的情况下最为有效，但并不仅限于平台的移动速度一定的情况。例如，在全体摄像区域分为两次进行摄像的情况下，也即摄像的过程中伴随有平台的停止的情况下，或者含有摄像的过程中平台的移动速度变化的期间的情况下，也能够使用本发明，能够得到上述的与视野移动分别控制的效果。另外，在多级切换变化平台的移动速度的情况下，各级的速度中都能够应用本发明。另外，还能够一边连续变更平台移动速度，并移动摄像视野。

另外，在执行基于本发明的摄像的情况下，在整个摄像期间，可以让摄像视野的大小一定，也可以一边变更摄像视野大小，一边移动摄像视野。例如，躯干部中增大摄像视野，加快摄像视野相对被检体的移动速度，下肢部中缩小摄像视野，减缓摄像视野相对被检体的移动速度。

进而，本发明的MRI装置，还可以在输入输出部(用户界面)中显示出将平台位置与摄像视野位置绘图到了时间轴上的曲线图(图7～图10)。通过这样，用户能够输入并确认摄像条件，能够提高执行本发明的情况下的操作性。

根据本发明，在连续移动平台，并拍摄比装置的摄像视野大的区域时，通过与平台的移动速度独立，控制被检体中的摄像视野的移动速度，能够减轻平台移动速度的变动对被检体的负担，并且能够进行因大区域部分而不同的各种摄像条件或要求相对应的摄像。

Claims (27)

1.一种核磁共振摄像方法，在具有所期望的摄像视野的核磁共振摄像装置的静磁场空间中，边移动置载被检体的传送机构，边拍摄比上述摄像视野大的被检体摄像范围，其特征在于，具有：

移动上述被检体，使得上述被检体的摄像范围从上述摄像空间中通过的步骤；

在上述被检体的移动中的至少一部分期间中，对从上述被检体所得到的信息进行应答，并相对上述静磁场空间移动上述摄像视野的步骤；

在上述被检体的移动中，执行摄像脉冲序列，从上述被检体收集核磁共振信号的步骤；以及

使用上述核磁共振信号，重构上述被检体的大摄像范围的图像的步骤。

2.如权利要求1所述的核磁共振摄像方法，其特征在于，

相对移动上述摄像视野的步骤中：

从上述被检体所得到的信息，是从该被检体所检测出的生物体信息；

对上述生物体信息进行应答，以在上述摄像范围的摄像中的第1期间与第2期间中互不相同的方式控制摄像视野相对被检体的移动速度。

3.如权利要求2所述的核磁共振摄像方法，其特征在于，

相对移动上述摄像视野的步骤中：

以上述第1期间与上述第2期间中互不相同的方式控制上述相对移动的方向。

4.如权利要求1所述的核磁共振摄像方法，其特征在于：

在收集上述核磁共振信号的步骤之前，具有在上述摄像范围内进行第1区域与第2区域的设定的步骤；

相对移动上述摄像视野的步骤中，

具有取得上述摄像视野在上述被检体上的位置信息的步骤；

从上述被检体所得到的信息，是表示对上述摄像视野的上述各个区域的到达的信息；

对表示上述到达的信息进行应答，以在上述第1区域与上述第2区域中互不相同的方式，控制摄像视野相对被检体的移动速度。

5.如权利要求4所述的核磁共振摄像方法，其特征在于，

相对移动上述摄像视野的步骤中：

以在上述第1区域与上述第2区域中互不相同的方式控制上述相对移动的方向。

6.如权利要求2所述的核磁共振摄像方法，其特征在于，

收集上述核磁共振信号的步骤中：

上述摄像范围的至少一部分的摄像，包括使用上述生物体信息的同步摄像；

上述第1期间中对上述生物体信息进行应答，执行摄像，上述第2期间中对上述生物体信息进行应答，中断摄像；

让上述相对移动方向，在上述第1期间中是与上述被检体的移动方向相反的方向，在上述第2期间中是与上述被检体的移动方向相同的方向。

7.如权利要求6所述的核磁共振摄像方法，其特征在于：

收集上述核磁共振信号的步骤中，从通过心电计、脉搏计以及体动监控器中至少一个所取得的生物体信号中，取得上述生物体信息；

移动上述被检体的步骤中，根据包括上述第1期间与上述第2期间的全体摄像时间、以及为了拍摄上述摄像范围上述传送机构移动的距离来决定上述传送机构的移动速度；

相对移动上述摄像视野的步骤中，

上述第1期间中摄像视野相对上述被检体的移动速度，根据没有上述同步摄像的情况下的全体摄像时间以及为了拍摄上述摄像范围上述传送机构移动的距离来决定，从上述中断时刻的摄像视野的位置开始执行摄像；

上述第2期间中使摄像视野相对上述被检体的移动速度为零，使得摄像视野相对上述被检体的位置不移动。

8.如权利要求4所述的核磁共振摄像方法，其特征在于：

收集上述核磁共振信号的步骤中，上述第2区域的摄像，包括为了重构被检体图像所必需的核磁共振信号的收集、和为了检测被检体的体动所必需的核磁共振信号的收集；

相对移动上述摄像视野的步骤中，以在上述第2区域中比在上述第1区域中慢的方式控制摄像视野相对上述被检体的移动速度。

9.如权利要求4所述的核磁共振摄像方法，其特征在于：

上述各个区域的设定步骤中，在上述第1区域与上述第2区域中进行不同摄像条件的设定；

相对移动上述摄像视野的步骤中，对应于上述各个摄像条件，以在上述第1区域与上述第2区域中互不相同的方式，控制摄像视野相对上述被检体的移动速度。

10.如权利要求9所述的核磁共振摄像方法，其特征在于：

上述各个区域的设定步骤中，设定上述摄像条件，以使得上述第2区域相对上述第1区域具有高空间分辨率；

相对移动上述摄像视野的步骤中，按照在上述第2区域中比在上述第1区域中慢的方式控制摄像视野相对上述被检体的移动速度。

11.如权利要求10所述的核磁共振摄像方法，其特征在于，上述各个区域的设定步骤中：

将上述第2区域的摄像条件设定得与上述第1区域的摄像条件相比，切片数与相位编码数以及切片编码数中的至少1个增加。

12.如权利要求9所述的核磁共振摄像方法，其特征在于：

上述各个区域的设定步骤中，按照上述第2区域相对上述第1区域具有高SN的方式来设定上述摄像条件；

相对移动上述摄像视野的步骤中，摄像视野相对上述被检体的移动速度，被控制为在上述第2区域中比在上述第1区域中慢。

13.如权利要求12所述的核磁共振摄像方法，其特征在于，上述各个区域的设定步骤中：

将上述第2区域的摄像条件设定得与上述第1区域的摄像条件相比，上述核磁共振信号的平均次数增加。

14.如权利要求9所述的核磁共振摄像方法，其特征在于，上述各个区域的设定步骤中：

设定上述摄像条件，使得上述第1区域中上述摄像视野的大小与上述第2区域中上述摄像视野的大小互不相同。

15.如权利要求4所述的核磁共振摄像方法，其特征在于：

收集上述核磁共振信号的步骤，包括使用造影剂的摄像；

上述各个区域的设定步骤中，设定上述第1区域，并且在上述造影剂的移动速度比在该第1区域中慢的区域中，设定上述第2区域；

相对移动上述摄像视野的步骤中，摄像视野相对上述被检体的移动速度，被控制为在上述第2区域中比在上述第1区域中慢。

16.如权利要求15所述的核磁共振摄像方法，其特征在于：

在上述各个区域的设定步骤之前，具有取得上述摄像范围中上述造影剂的平均流速的步骤；

移动上述被检体的步骤中，上述传送机构的移动速度设为上述平均流速；

相对移动上述摄像视野的步骤中，使让摄像视野相对上述被检体的移动速度与上述造影剂的移动速度相一致，而在上述第1区域中，使摄像视野相对上述被检体的移动方向与该被检体的移动方向相反，在上述第2区域中，使摄像视野相对上述被检体的移动方向与该被检体的移动方向相同。

17.如权利要求4所述的核磁共振摄像方法，其特征在于：

上述各个区域的设定步骤中，设定上述第1区域，并且在与该第1区域相比，上述被检体的体轴方向与上述被检体的移动方向所形成的角度较大的区域中，设定上述第2区域；

相对移动上述摄像视野的步骤中，摄像视野相对上述被检体的在该被检体的移动方向上的移动速度，被控制为在上述第2区域中比在上述第1区域中慢。

18.如权利要求17所述的核磁共振摄像方法，其特征在于，相对移动上述摄像视野的步骤中：

上述摄像视野沿着上述体轴方向移动；

使上述摄像视野在上述体轴方向的移动速度，在上述第1区域与上述第2区域中大致相同。

19.如权利要求1所述的核磁共振摄像方法，其特征在于：

从上述被检体收集核磁共振信号的步骤中，加载用来激励上述摄像视野的高频磁场；

相对移动上述摄像视野的步骤中，控制上述高频磁场的频率来控制上述摄像视野的相对移动。

20.如权利要求1所述的核磁共振摄像方法，其特征在于，移动上述被检体的步骤中：

上述被检体的移动速度，在上述摄像范围的摄像期间中是一定的。

21.如权利要求2所述的核磁共振摄像方法，其特征在于，移动上述被检体的步骤中：

上述被检体的移动速度，被控制为在上述第1期间与上述第2期间中互不相同。

22.如权利要求1所述的核磁共振摄像方法，其特征在于，上述图像重构步骤中：

上述摄像范围的摄像中的至少一部分期间中，根据至此所取得的上述核磁共振信号，重构上述摄像范围之一部分的图像。

23.一种核磁共振摄像装置，具有：在包括所期望的摄像视野的静磁场空间中传送被检体的传送机构；从上述被检体取得信息的取得机构；给上述被检体加载高频磁场与倾斜磁场的各个磁场加载机构；控制上述传送机构与磁场加载机构的控制机构；以及接收由上述被检体所产生的核磁共振信号并构成图像的信号处理机构，一边通过上述传送机构移动上述被检体，一边取得上述核磁共振信号，取得比上述摄像视野大的摄像范围的图像，其特征在于：

上述控制机构，在上述被检体的移动中的至少一部分期间中，对来自上述被检体的信息进行应答，控制上述磁场加载机构，使得上述摄像视野相对上述静磁场空间移动。

24.如权利要求23所述的核磁共振摄像装置，其特征在于：

从上述被检体取得信息的机构，从上述被检体取得生物体信息；

上述控制机构，对上述生物体信息进行应答，按照摄像视野相对被检体的移动速度，在上述摄像范围的摄像中的第1期间与第2期间中互不相同的方式，来控制上述磁场加载机构。

25.如权利要求23所述的核磁共振摄像装置，其特征在于：

从上述被检体取得信息的机构，取得上述摄像视野在上述被检体上的位置信息，并求出表示上述摄像视野到达预先设定的上述摄像范围内的第1区域与第2区域的信息；

上述控制机构，对表示上述到达的信息进行应答，按照使得摄像视野相对被检体的移动速度，在上述第1区域与上述第2区域中互不相同的方式控制上述磁场加载机构。

26.如权利要求24所述的核磁共振摄像装置，其特征在于：

取得上述生物体信息的机构，是心电计、脉搏计以及体动监控器中的至少一个；

上述控制机构控制上述磁场加载机构，以使在上述第1期间中对上述生物体信息进行应答执行摄像，在上述第2期间中对上述生物体信息进行应答中断摄像。

27.如权利要求25所述的核磁共振摄像装置，其特征在于：

取得上述摄像视野的位置的机构，包括上述传送机构中所具有的编码器，根据来自上述编码器的信息与上述高频磁场的频率，取得上述被检体中的摄像视野的位置信息。

Images