CN111198346A - 磁共振成像装置 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及磁共振成像装置，针对各种各样体型的被检体高灵敏度且不接触地监视被检体的生物体信号，并使用所监视的生物体信号来执行摄像。实施方式的磁共振成像装置基于通过针对配置在静磁场中的被检体照射高频磁场的摄像而取得的磁共振信号来重建图像。磁共振成像装置具有频率决定部、监测线圈、测量器以及序列控制部。频率决定部基于被检体的信息来决定比高频磁场的频率高的监测频率。监测线圈针对被检体以不接触的方式将监测频率的电磁波向被检体连续地发送。测量器通过随时间的经过对与监测线圈有关的阻抗的变化进行测量，来生成被检体的生物体信号。序列控制部基于生物体信号来生成与摄像有关的序列。

Description

磁共振成像装置
技术领域
本实施方式涉及磁共振成像装置。
背景技术
磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging：以下称为MRI)装置的摄像时间例如为几分钟左右。因此，在对心脏、腹部等运动的脏器进行摄像的情况下，有时对被检体的心电波形、呼吸波形等生物体信号进行监视，并与这些波形同步地执行摄像。然而，为了收集被检体的生物体信号，需要使被检体安装与生物体信号对应的各种传感器。使被检体安装各种传感器这一做法不仅对被检体而言是不舒服的，而且对操作者而言也为了摄像的预先准备而花费时间，所以导致摄像的接待人数(throughput)降低等。
根据以上的情况，提出了针对被检体以不接触以及无创的方式监视被检体的生物体信号而执行使用了MRI装置的摄像这一方案。例如，提出了使用微波而与被检体不接触地监视被检体的呼吸、心电(脉搏)的方案。在该提案中，通过对使微波波段的电磁波(以下，称为微波)碰到被检体的体表面并返回来的反射波的相位变化进行检测，来监视因呼吸、心搏引起的被检体的体表面的运动。例如，因呼吸引起的被检体的体表面的运动为几mm至几cm左右。另外，因心搏引起的被检体的体表面的运动例如为0.1mm左右。
因此，微波的频率有时根据被检体的体表面运动的距离而被变更。例如，监视呼吸的情况下的微波的频率为1至10几GHz，监视心搏的情况下的微波的频率为10几至20几GHz。使用了微波的心搏的监视由于需要检测非常小的体表面的运动，所以存在运动的检测的稳定性低这一问题。即使将微波的频率提高，也难以通过不接触的方式稳定地检测心搏。
[专利文献1]日本专利第4962947号公报
[专利文献2]美国专利申请公开第2015-0320342号说明书
[专利文献3]美国专利申请公开第2015-0335268号说明书
[专利文献4]日本特开昭61-025543号公报
[专利文献5]日本特开昭61-154656号公报
发明内容
本发明的目的在于，针对各种各样体型的被检体高灵敏度且不接触地监视被检体的生物体信号并使用所监视到的生物体信号来执行摄像。
实施方式涉及的磁共振成像装置具有频率决定部、监测线圈、测量器、以及序列控制部。
所述频率决定部基于被检体的信息来决定比高频磁场的频率高的监测频率。
所述监测线圈针对所述被检体以不接触的方式将所述监测频率的电磁波向所述被检体连续地发送。
所述测量器通过随时间的经过对与所述监测线圈有关的阻抗的变化进行测量，来生成所述被检体的生物体信号。
所述序列控制部基于所述生物体信号来控制与所述摄像有关的序列。
附图说明
图1是表示本实施方式中的磁共振成像装置的结构的一个例子的图。
图2是表示在本实施方式中监测线圈被搭载于顶板的一个例子的图。
图3是表示在本实施方式中监测线圈被搭载于接收线圈装置的一个例子的图。
图4是表示在本实施方式中监测线圈被搭载于接收线圈装置上的衬垫(pad)的一个例子的图。
图5是表示在本实施方式中搭载有监测线圈的接收线圈装置的一个例子的图。
图6是表示在本实施方式中接收线圈元件与监测线圈的为了抑制电磁耦合的相对配置例的图。
图7是表示在本实施方式中接收线圈元件与监测线圈的为了抑制电磁耦合的相对配置例的图。
图8是表示在本实施方式中电磁波的与频率相对的向生物体模型侵入的侵入深度的一个例子的图。
图9是表示在本实施方式中身量小的被检体与监测线圈的相对位置关系的一个例子的图。
图10是表示在本实施方式中身量大的被检体与监测线圈的相对位置关系的一个例子的图。
图11是表示在本实施方式中使用的体格频率对应表的一个例子的图。
图12是表示在本实施方式中生物体信号摄像处理的顺序的一个例子的流程图。
图13是关于本实施方式表示在与监测频率对应的阻抗匹配之后S11的分贝相对于频率的变化的一个例子的图。
图14是表示在本实施方式中由测量器生成的摄像前的生物体信号的时间变化的一个例子的图。
图15是在本实施方式中遍及生物体信号的测量时间地将每个指数计算时间的变动指数的一个例子与阈值一起表示的图。
图16是表示在本实施方式中在以监测频率进行检波前且表示S11的时间变化的信号的一个例子的图。
图17是表示本实施方式中的呼吸波形的一个例子的图。
图18是表示本实施方式中的心搏波形的一个例子的图。
图19是关于本实施方式的第一变形例，在搭载有2个监测线圈的接收线圈装置中表示与图3不同的结构的一个例子的图。
图20是关于本实施方式的变形例，表示搭载有第一监测线圈和第二监测线圈的接收线圈装置的一个例子的图。
图21是关于本实施方式的应用例，在搭载有2个监测线圈的接收线圈装置中表示与图19不同的结构的一个例子的图。
图22是表示本实施方式的第二变形例中的磁共振成像装置的结构的一个例子的图。
图23是在本实施方式的第二变形例中表示生物体信号摄像处理的顺序的一个例子的流程图。
附图标记说明：
100…MRI装置；101…静磁场磁铁；103…梯度磁场线圈；105…梯度磁场电源；107…诊床；109…诊床控制电路；111…孔径(bore)；113…发送电路；115…监测线圈；117…发送线圈、WB线圈；119…双工器；121…接收线圈装置；123…接收电路；125…序列控制电路；127…接口；129…显示器；130…存储装置；131…处理电路；133…调谐电路；135…滤波器；137…耦合器；139…测量器；1071…顶板；1073…衬垫；1131…振荡器；1133…RF调制器；1135…RF放大器；1137…测量调制器；1151…第一监测线圈；1152…第二监测线圈；1211…接收线圈元件；1213…传送线路；1311…系统控制功能；1313…频率决定功能；1315…调谐功能；1317…触发脉冲生成功能；1319…重建功能；1331…第一调谐电路；1332…第二调谐电路；1351…第一滤波器；1352…第二滤波器；1371…第一耦合器；1372…第二耦合器；1391…第一分配器；1392…第一乘法器；1393…第二乘法器；1394…第一检波器；1395…第二分配器；1396…第三乘法器；1397…第四乘法器；1398…第二检波器；preS11…摄像前的生物体信号。
具体实施方式
以下，参照附图对磁共振成像装置(以下，称为MRI(Magnetic ResonanceImaging)装置)的实施方式进行说明。在以下的说明中，对具有大致相同功能以及结构的构件标注相同的附图标记，仅在必要的情况下进行重复说明。
(实施方式)
使用图1，对本实施方式中的MRI装置100的整体结构进行说明。图1是表示本实施方式中的MRI装置100的结构的图。如图1所示，MRI装置100具有：静磁场磁铁101、梯度磁场线圈103、梯度磁场电源105、诊床107、诊床控制电路109、发送电路(发送部)113、监测线圈115、发送线圈117、双工器119、接收线圈装置121、接收电路(接收部)123、序列控制电路(序列控制部)125、接口(输入部)127、显示器(显示部)129、存储装置(存储部)130、处理电路(处理部)131、调谐电路(匹配部)133、滤波器135、耦合器(Coupler)137、以及测量器(测量部)139。此外，MRI装置100也可以在静磁场磁铁101与梯度磁场线圈103之间具有中空的圆筒形状的匀场线圈。
静磁场磁铁101是形成为中空的大致圆筒形状的磁铁。此外，静磁场磁铁101并不限定于大致圆筒形状，也可以通过开放型的形状构成。静磁场磁铁101在内部的空间产生均匀的静磁场。作为静磁场磁铁101，例如可使用超导磁铁等。
梯度磁场线圈103是形成为中空的圆筒形状的线圈。梯度磁场线圈103被配置在静磁场磁铁101的内侧。梯度磁场线圈103通过将与相互正交的X、Y、Z各轴对应的3个线圈组合而形成。设Z轴方向与静磁场的方向为同方向。另外，设Y轴方向为铅垂方向，设X轴方向为与Z轴以及Y轴垂直的方向。梯度磁场线圈103中的3个线圈从梯度磁场电源105独立地接受电流供给，产生磁场强度沿着X、Y、Z各轴变化的梯度磁场。
这里，由梯度磁场线圈103产生的X、Y、Z各轴的梯度磁场例如分别与切片选择用梯度磁场、相位编码用梯度磁场以及频率编码用梯度磁场(也称为读出(readout)梯度磁场)对应。切片选择用梯度磁场被用于任意地决定摄像剖面。相位编码用梯度磁场被用于根据空间位置来使磁共振(Magnetic Resonance：以下，称为MR)信号的相位变化。频率编码用梯度磁场被用于根据空间位置来使MR信号的频率变化。
梯度磁场电源105是根据序列控制电路125的控制而向梯度磁场线圈103供给电流的电源装置。
诊床107是具备供被检体P载置的顶板1071的装置。诊床107根据诊床控制电路109的控制，将载置有被检体P的顶板1071向孔径111内插入。诊床107例如以长边方向与静磁场磁铁101的中心轴平行的方式被设置在设有本MRI装置100的检查室内。
诊床控制电路109是控制诊床107的电路。诊床控制电路109根据经由接口127的操作者的指示来驱动诊床107，由此使顶板1071向长边方向以及上下方向移动，并根据情况使其向左右方向移动。诊床控制电路109被搭载于搭载有接口127、显示器129、存储装置130以及处理电路131的控制台装置和/或诊床107等。
发送电路113具有振荡器1131、RF调制器1133、RF放大器1135、以及测量调制器1137。发送电路113例如被搭载于搭载有静磁场磁铁101、梯度磁场线圈103以及发送线圈117的扫描架。即，发送电路113并不限定于被设置在屏蔽室外的机械室，例如也可以搭载于扫描架(gantry)等。例如，图1所示的虚线的框内表示了本MRI装置100的多个构件中的、被配置在屏蔽室内的构件。
发送电路113根据序列控制电路125的控制，经由双工器119将被调制为磁共振频率(也称为拉莫尔频率)的高频脉冲(RF(Radio Frequency)脉冲)向发送线圈117供给。根据与磁共振对象的原子对应的旋磁比和静磁场的磁通密度来预先设定磁共振频率。在静磁场的磁通密度为1.5T的情况下，磁共振频率大约为64MHz。另外，在静磁场的磁通密度为3T的情况下，磁共振频率大约为128MHz。
发送电路113根据序列控制电路125的控制，经由耦合器137和调谐电路133将被调制为由后述的频率决定功能1313决定的频率(以下，称为监测频率)的信号(以下，称为监测信号)向监测线圈115供给。监测频率相当于用于对被检体的生物体信号进行监视的频率。生物体信号例如相当于对被检体P中的至少一个脏器的运动的尺度进行表示的波形。关于监测频率，将在后面进行说明。
具体而言，振荡器1131相当于使用了水晶振子的振荡电路和使用了倍频器等的水晶振荡器。即，水晶振荡器是将通过倍频器使水晶振子的振荡频率整数倍后的振动(系统时钟)作为源振而构成的振荡器。此外，振荡电路并不限定于使用水晶振子，也可以使用其他振子。另外，振荡器1131也可以设置于处理电路131，还可以搭载于控制台装置。此时，振荡器1131成为与本MRI装置100的控制整体有关的源振。
RF调制器1133将从振荡器1131输出的信号的振荡频率调制为磁共振频率。具有磁共振频率的信号经由未图示的RF脉冲波形生成器成形为RF脉冲。
RF放大器1135将具有磁共振频率的RF脉冲放大为规定的振幅。例如，RF放大器1135将RF脉冲放大为10几kW～几10kW。RF放大器1135将被放大后的RF脉冲经由双工器119向发送线圈117供给。
测量调制器1137将从振荡器1131输出的信号的振荡频率调制为监测频率。测量调制器1137将具有监测频率的监测信号向监测线圈115供给。
监测线圈115具有未图示的匹配电路。匹配电路具有可变电容器(可变电容器：variable condenser)。匹配电路在后述的调谐功能1315的控制下，根据监测频率来变更可变电容器中的静电电容。即，匹配电路通过基于调谐功能1315的控制，按照监测频率，调整可变电容器中的静电电容，来执行例如50Ω终端下的匹配(matching)。由此，监测线圈115的灵敏度与监测频率相匹配。在执行了与监测频率对应的匹配之后，监测线圈115按照监测信号，连续地产生具有监测频率的电磁波(以下，称为微波)。即，监测线圈115针对被检体P以不接触的方式将微波向被检体P连续地发送。
匹配电路也可以构成为，利用开关元件来切换以预先能够调谐为所希望的某种频率的方式被选择的固定容量电容器。
监测线圈115被搭载于供被检体P承载的顶板1071、接收线圈装置121、以及在接收线圈装置121中支承被检体P的衬垫中的至少一个。图2是表示监测线圈115被搭载于顶板1071的一个例子的图。如图2所示，监测线圈115位于比接收线圈装置121靠下方的位置。图3是表示监测线圈115被搭载于接收线圈装置121的一个例子的图。此时，监测线圈115例如被配置在接收线圈装置121中的RF线圈与顶板1071之间。图4是表示监测线圈115被搭载于接收线圈装置121上的衬垫1073的一个例子的图。如图4所示，监测线圈115位于载置于顶板1071的接收线圈装置121上。
此外，在接收线圈121由阵列线圈构成的情况下，阵列线圈中的线圈组的一部分或者接收线圈121可以兼具监测线圈115所涉及的功能。此时，兼具监测线圈115所涉及的功能的接收线圈121或者线圈组的一部分作为双调谐线圈发挥功能。并且，具有监测线圈115的接收线圈121或者衬垫1073可以被配置在被检体P的前侧。
发送线圈117是被配置在梯度磁场线圈103的内侧的RF线圈。发送线圈117从发送电路113接受RF脉冲的供给而产生高频磁场。发送线圈117对配置在静磁场中的被检体P照射高频磁场。发送线圈117是由一个线圈形成的全身用线圈(whole body coil：WB线圈)。WB线圈117也可以作为收发线圈而使用。另外，发送线圈117也可以是具有多个线圈元件的WB线圈117。以下，将发送线圈117作为能够进行收发的WB线圈117进行说明。
双工器119在序列控制电路125的控制下，对发送电路113与WB线圈117的连接、和WB线圈117与接收线圈装置121的连接进行切换。即，双工器119相当于开关(收发切换开关)，对RF脉冲向WB线圈117的发送与通过高频磁场从被检体P放射的MR信号的接收进行切换。具体而言，双工器119按照序列控制电路125的基于针对被检体P的摄像的序列的控制，将WB线圈117的连接目的地切换为发送电路113或者接收电路123。
接收线圈装置121具有在孔径111中被配置在梯度磁场线圈103的内侧的RF线圈(接收线圈)。接收线圈装置121通过对被检体P照射高频磁场的摄像(MR摄像)，来接收(取得)从被检体P放射的MR信号。接收线圈装置121将接收到的MR信号向接收电路123输出。接收线圈装置121具有例如具备1个以上、典型的是多个线圈元件(以下，称为接收线圈元件)的线圈阵列作为接收线圈。图1所示的接收线圈装置121被配置在被检体P的背面侧，接收线圈元件被配置在被检体P的背面侧(脊背侧)。此时，接收线圈装置121被配置在顶板1071上，被检体P如图1所示，成为躺在接收线圈装置121上的状态。
此外，在图1中将WB线圈117与接收线圈装置121独立地进行了记载，但接收线圈装置121也可以被实施为具有WB线圈117中的高频磁场的发送功能的收发线圈装置。特别是在静磁场强度高于3T的情况下，接收线圈装置121具有发送功能的话，是高效的。收发线圈装置根据被检体P的摄像对象而被设置于顶板1071。例如，由于监测线圈115未被搭载于头部用的收发线圈，所以收发线圈装置经由双工器119而与发送电路113和接收电路123连接。
图5是表示搭载有监测线圈115的接收线圈装置121的一个例子的图。如图5所示，作为一个例子，接收线圈装置121具有28个接收线圈元件1211。图5所示的28个接收线圈元件1211分别被预先调谐为磁共振频率。由接收线圈元件1211接收到的MR信号经由接收线圈装置121中的传送线路1213被向接收电路123输出。
图6和图7是表示接收线圈元件1211与监测线圈115的用于抑制电磁耦合的相对配置例的图。如图5至图7所示，监测线圈115以降低与接收线圈的耦合的位置关系被搭载于接收线圈装置121。具体而言，监测线圈115被配置成与多个接收线圈元件1211各自的一部分重叠。由此，能抑制接收线圈元件1211与监测线圈115的电磁耦合。
接收电路123根据序列控制电路125的控制，基于经由传送线路1213从接收线圈装置121输出的MR信号来生成数字的MR信号(以下，称为MR数据)。具体而言，接收电路123借助未图示的接收放大器对从接收线圈装置121输出的MR信号进行放大。接收电路123在针对被放大后的MR信号实施了各种信号处理之后，对被实施了各种信号处理的数据执行模拟/数字(A/D(Analog to Digital))转换。由此，接收电路123生成MR数据。接收电路123将所生成的MR数据向序列控制电路125输出。
序列控制电路125按照从处理电路131输出的序列以及由后述的测量器139生成的被检体P的生物体信号，来控制梯度磁场电源105、发送电路113、双工器119、以及接收电路123等，执行针对被检体P的摄像。对于序列而言，根据检查、序列的种类等来规定由梯度磁场电源105向梯度磁场线圈103供给的电流的大小、由梯度磁场电源105向梯度磁场线圈103供给电流的定时、由发送电路113向WB线圈117供给的RF脉冲的大小、时间幅度、由发送电路113向WB线圈117供给RF脉冲的定时、由双工器119进行的收发的切换定时、由接收线圈装置121接收MR信号的定时等。
例如，序列控制电路125基于生物体信号来控制对配置在静磁场中的被检体P照射高频磁场的摄像所涉及的序列。具体而言，序列控制电路125使用通过处理电路131中的触发脉冲生成功能1317利用生物体信号而生成的触发脉冲来控制序列。关于由触发脉冲生成功能1317进行的触发脉冲的生成将在后面说明。在使用了触发脉冲的序列的控制下的摄像，相当于与被检体P的生物体信号同步了的同步摄像。
接口127具有受理来自操作者的各种指示、信息输入的电路。接口127例如具有与鼠标等的指向器件、或者键盘等输入器件有关的电路。此外，接口127所具有的电路并不限定于与鼠标、键盘等物理的操作部件有关的电路。例如，接口127也可以具有电信号的处理电路，该电信号的处理电路从与本MRI装置100独立设置的外部的输入设备接受与输入操作对应的电信号、并将接受到的电信号向各种电路输出。
另外，接口127在处理电路131的控制下，从经由网络等连接或者直接连接的外部存储装置、各种模态装置(Modality)、放射科信息管理系统(以下，称为RIS(RadiologyInformation System))等取得各种数据。例如，接口127从RIS取得通过本MRI装置100摄像的被检体P的患者信息。接口将所取得的患者信息向处理电路131输出。患者信息是被检体P的身高、体重、年龄、姓名等。以下，为了便于说明而将患者信息中的身高以及体重统称为体格信息。接口127也可以根据操作者的指示而输入监测频率的调整。监测频率的调整例如是指，与监测频率的调整有关的频宽。此时，接口127将由操作者输入的频宽输出至处理电路131。
显示器129在处理电路131中的系统控制功能1311的控制下，显示由重建功能1319生成的MR图像、与摄像以及图像处理有关的各种信息、由测量器139取得的监测线圈115相关的阻抗的变化、由测量器139生成的生物体信号等。显示器129例如是CRT(Cathode-RayTube)显示器、液晶显示器、有机EL(Electro Luminescence)显示器、LED(Light-EmittingDiode)显示器、等离子体(Plasma)显示器或者本技术领域公知的其他任意显示器、监视器等显示器件。
存储装置130对经由重建功能1319填充至k空间的MR数据、由重建功能1319生成的MR图像的数据等进行存储。存储装置130对各种摄像序列、包括用于规定摄像序列的多个摄像参数在内的摄像条件等进行存储。存储装置130存储在重建功能1319中使用的各种重建方法所涉及的程序。
存储装置130存储与在处理电路131中执行的各种功能对应的程序。存储装置130例如是RAM(Random Access Memory)、闪存等半导体存储器元件、硬盘驱动器(hard diskdrive)、固态驱动器(solid state drive)、光盘等。另外，存储装置130也可以是在与CD-ROM驱动器、DVD驱动器、闪存等便携式存储介质之间读写各种信息的驱动装置等。
存储装置130存储与作为摄像的对象的患者有关的、多个监测频率相对于多个体格的对应表(以下，称为体格频率对应表)。体格频率对应表对应于查询表(Look Up Table：LUT)。多个体格分别例如由与规定的身高幅度对应的身高范围、和与规定的体重幅度对应的体重范围规定。此外，多个体格各自也可以由与年龄对应的多个分类(例如，婴儿、幼儿、学生、青年、成人等)分别所对应的统计身高范围和体重幅度规定。
另外，体格频率对应表也可以是根据与年龄对应的多个分类(例如，婴儿、幼儿、学生、青年、成人等)的每个分类所对应的代表性的被检体的体宽，来表示监测频率相对于年龄的LUT。
对体格频率对应表中的与体格对应的监测频率进行说明。图8是表示电磁波的与频率相对的向生物体侵入的侵入深度的一个例子的图。图8所示的侵入深度相当于在对将距离体表面的皮肤的厚度设定为2mm、将紧接着皮肤的脂肪的厚度设定为10mm、并将从体表面起12mm以下的深度设定为肌肉的生物体模型照射了电磁波的情况下，侵入至生物体模型的电磁波的电力被消耗50％的深度。如图8所示，如果对生物体模型照射的电磁波的频率超过1GHz，则侵入深度为几mm。此时，生物体信号主要只捕捉被检体P的体表面的变动。另一方面，在对生物体模型照射的电磁波的频率为几百MHz的情况下，由于侵入深度为几cm，所以能够更敏锐地捕捉生物体内的运动的影响。
图9以及图10是表示具有不同体格的被检体与监测线圈115的相对位置关系的一个例子的图。如图9以及图10所示，监测线圈115被搭载于接收线圈装置121。在图9中，身量小的被检体SP被载置于接收线圈装置121。另外，在图10中，身量大的被检体LP被载置于接收线圈装置121。由于在呼吸中肺野运动，所以即便是从被检体的体表面起浅至某一程度的位置、也就是即便对被检体照射的电磁波的侵入深度很浅，也能够取得反映了与呼吸相伴的被检体的运动的信号。另一方面，由于在心搏中心脏运动，所以与将呼吸作为测量对象的情况相比，对被检体照射的电磁波需要更深地侵入被检体。并且，在针对图10所示的身量大的被检体LP而取得生物体信号的情况下，与图9所示的身量小的被检体SP相比，需要降低微波的监测频率以使电磁波侵入至更深的区域。
鉴于这些情况，对体格频率对应表进行说明。图11是表示体格频率对应表的一个例子的图。在图11中，HR表示身高范围，WR表示体重范围。以下，为了便于说明，将图11中的身高范围HR以及体重范围WR按升序排列。图11中的HR的尾标n表示了身高范围的要素数。图11中的WR的尾标m表示了体重范围的要素数。例如，在图11中，要素i(i是满足1≤i≤n的自然数)的身高范围HRi的上限(supremum)相当于身高范围HR(i+1)的最小值。此外，身高范围HR(i+1)的下限(infimum)可以相当于身高范围HRi的最大值。另外，例如在图11中，要素j(j是满足1≤j≤m的自然数)的体重范围WRj的上限(supremum)相当于体重范围WR(j+1)的最小值。此外，体重范围WR(j+1)的下限(infimum)可以相当于体重范围WRj的最大值。
在图11中，当身高范围和体重范围为(HR1、WR1)的情况下，监测频率与F11建立对应，当身高范围和体重范围为(HRn、WRm)的情况下，监测频率与Fnm建立对应。在被检体P的体格信息符合(身高范围HR1、体重范围WR1)的情况下，若参照图8，则监测频率F11例如被设定为1GHz左右。另外，在被检体P的体格信息符合(身高范围HRn、体重范围WRm)的情况下、即在被检体P具有最大的体宽的情况下，若参照图8，则监测频率Fnm例如被设定为200MHz左右。此时，微波的侵入深度距离被检体P的体表面小于30cm。
在图11中，监测频率不取决于成为生物体信号之源的脏器而取决于被检体P的体格。此外，体格频率对应表也可以是除了被检体P的体格之外还与同步摄像所涉及的生物体信号的种类对应的多个监测频率的对应表。同步摄像所涉及的生物体信号的种类例如是呼吸同步摄像、心搏同步摄像等，与被监视的生物体信号所涉及的脏器建立对应。例如，在对因心脏等被检体P的深部的运动引起的生物体信号进行监视的情况下，如图8所示，通过与对因肺野的运动引起的生物体信号进行监视的情况的监测频率相比将频率降低，使得微波的波长变长。此时，测量器139能够测量反映了更深部的运动的信号变化(与监测线圈115有关的阻抗(S11))。
在图11中，邻接的2个体格分别对应的2个监测频率之差(Fij-F(i+1)(j+1))例如被设定为10MHz左右。此外，邻接的2个体格分别对应的2个监测频率之差并不限定于10MHz，也可以基于邻接的2个体格中的体宽之差和图8所示的图表来适当地设定。
处理电路131具有未图示的处理器、ROM(Read-Only Memory)、RAM等存储器等作为硬件资源，对本MRI装置100统一进行控制。处理电路131具有系统控制功能1311、频率决定功能1313、调谐功能1315、触发脉冲生成功能1317、重建功能1319。由系统控制功能1311、频率决定功能1313、调谐功能1315、触发脉冲生成功能1317、重建功能1319进行的功能以能够由计算机执行的程序的形态被存储于存储装置130。处理电路131是从存储装置130读出与这些功能对应的程序并加以执行来实现与各程序对应的功能的处理器。换言之，读出了各程序的状态的处理电路131具有图1的处理电路131内所示的多个功能等。
此外，在图1中，说明了由单一的处理电路131实现这些各种功能的情况，但也可以将多个独立的处理器组合来构成处理电路131，通过各处理器执行程序来实现功能。换言之，可以是上述的各个功能被构成为程序并由一个处理电路执行各程序的情况，也可以是特定的功能被安装于专用的独立的程序执行电路的情况。此外，处理电路131所具有的系统控制功能1311、频率决定功能1313、调谐功能1315、触发脉冲生成功能1317、重建功能1319分别是系统控制部、频率决定部、调谐部、触发脉冲生成部、重建部的一个例子。
上述说明中使用的“处理器”这一用语例如是指CPU(Central Processing Unit)、GPU(Graphics Processing Unit)、专用集成电路(Application Specific IntegratedCircuit：ASIC)、或者可编程逻辑器件(例如，简单可编程逻辑器件(Simple ProgrammableLogic Device：SPLD)、复杂可编程逻辑器件(Complex Programmable Logic Device：CPLD)、以及现场可编程门阵列(Field Programmable Gate Array：FPGA))等电路。
处理器通过读出存储装置130中保存的程序并加以执行来实现各种功能。此外，也可以取代将程序保存于存储装置130，而在处理器的电路内直接装入程序。该情况下，处理器通过读出电路内所装入的程序并加以执行来实现功能。此外，诊床控制电路109、发送电路113、接收电路123、序列控制电路125、测量器139等也同样可以由上述处理器等电子电路构成。
处理电路131通过系统控制功能1311来统一控制MRI装置100。具体而言，处理电路131读出存储于存储装置130的系统控制程序并将其在存储器上展开，按照被展开的系统控制程序来控制本MRI装置100的各种电路等。例如，处理电路131通过系统控制功能1311，基于由操作者经由接口127输入的摄像条件，来从存储装置130读出摄像序列。此外，处理电路131也可以基于摄像条件来生成摄像序列。处理电路131将摄像序列发送给序列控制电路125，控制针对被检体P的摄像。
处理电路131通过频率决定功能1313，基于被检体P的信息来决定比作为高频磁场的频率的磁共振频率高的监测频率。例如，处理电路131通过频率决定功能1313，基于被检体P的体格信息来决定比作为高频磁场的频率的磁共振频率高的监测频率。具体而言，处理电路131通过将经由接口127从RIS等受理的被检体P的患者信息中的体格信息与图11所示那样的体格频率对应表进行对照，来决定监测频率。处理电路131将所决定的监测频率向发送电路113中的测量调制器1137输出。体格信息是被检体P的信息的一个例子。
此外，处理电路131也可以基于与被检体P的脂肪的厚度有关的信息来决定监测频率。例如，处理电路131基于被检体P的体脂率来决定监测频率。该情况下，作为体格频率对应表，可使用监测频率相对于被检体P的体脂率的对应表。被检体P的体脂率例如也可以通过操作者的输入来取得。另外，被检体P的体脂率也可以基于能够推断被检体P的脂肪的厚度的摄像图像来计算。能够推断被检体P的脂肪的厚度的摄像图像例如是被检体P的MRI图像、用于MRI摄像的定位图像等。被检体P的体脂率、以及与被检体P的脂肪的厚度有关的信息是被检体P的信息的一个例子。
另外，处理电路131也可以基于被检体P的患者ID来决定监测频率。该情况下，替代体格频率对应表而使用针对被检体P的患者ID的监测频率的对应表。被检体P的患者ID是被检体P的信息的一个例子。
在经由接口127输入了监测频率的调整的情况下，处理电路131通过频率决定功能1313，按照由操作者输入的调整，来对已决定的监测频率进行变更。此外，对于监测频率而言，并不限定于借助接口127的由操作者进行的调整，也可以在针对被检体P执行摄像之前自动地被调整。关于监测频率的自动调整将在后面说明。处理电路131将变更后的监测频率输出至测量调制器1137。
处理电路131通过调谐功能1315来控制调谐电路133，以便执行监测线圈115与耦合器137之间的阻抗匹配(impedance matching)。具体而言，处理电路131控制调谐电路133，以便能以所决定的监测频率取得阻抗匹配。此外，对于用于执行阻抗匹配的控制而言，可以在针对被检体P执行摄像之前，且被检体P被载置于顶板之前预先执行，也可以在被检体P被载置于顶板1071的状态下执行。处理电路131控制被搭载于监测线圈115的匹配电路中的可变电容器，以便根据监测频率而在50Ω终端取得匹配(matching)。
如果监测频率被变更，则处理电路131通过调谐功能1315再次控制调谐电路133，以便在被变更后的监测频率下取得阻抗匹配。并且，如果监测频率被变更，则处理电路131控制与监测线圈115有关的匹配电路的可变电容器，以便在50Ω终端取得匹配(matching)。
处理电路131通过触发脉冲生成功能1317，基于由测量器139生成的被检体P的生物体信号来生成触发脉冲。处理电路131将所生成的触发脉冲向序列控制电路125输出。关于触发脉冲的生成将在后面进行说明。
处理电路131通过重建功能1319，例如按照读出梯度磁场的强度来沿着读出方向对k空间填充MR数据。处理电路131通过对填充至k空间的MR数据进行傅立叶变换来生成MR图像。此外，MR图像的生成并不限定于上述的顺序，也可以使用平行成像以及压缩传感检测等那样的通过使用了伴随缺失数据的MR数据的正则化来重建MR图像的方法、或者使用通过使用伴随缺失数据的MR数据而学习得到的学习完毕的深度神经网络等来执行。处理电路131将MR图像输出至显示器129、存储装置130。
调谐电路133被设置在监测线圈115与滤波器135之间。调谐电路133在处理电路131中的调谐功能1315的控制下，执行监测线圈115与耦合器137之间的阻抗匹配。即，调谐电路133针对监测线圈115执行监测频率下的阻抗匹配。另外，在监测频率被变更的情况下，调谐电路133还执行被变更后的监测频率下的阻抗匹配。
此外，调谐电路133也可以由根据多个监测频率而匹配了与监测线圈115的阻抗的多个电路构成。此时，调谐电路133在调谐功能1315的控制下，作为开关发挥功能，将多个电路中的以监测频率取得了阻抗匹配的电路与监测线圈115连接。
滤波器135被设置在调谐电路133与耦合器137之间。滤波器135抑制具有磁共振频率的RF脉冲所涉及的信号混入至测量器139这一情况。滤波器135是将以磁共振频率为中心的规定的带宽的信号切断的滤波器。滤波器135例如相当于使监测频率的最低值(F11)以上的频带通过的高通滤波器(High Pass Filter)。
耦合器137被设置在滤波器135与测量器139之间。耦合器137将与来自监测线圈115的反射信号相当的S11的信号向测量器139传送。耦合器137也被称为定向耦合器。
测量器139通过监视与监测线圈115有关的阻抗(S11)的变动并根据需要针对S11的信号执行放大、数字化、以及滤波处理、加法运算处理，来测量与被检体P有关的生物体信号。即，测量器139通过随时间的经过测量与监测线圈115有关的阻抗的变化来生成被检体P的生物体信号。测量器139例如可由频谱分析仪(spectrum analyzer)实现。因此，省略测量器的详细的说明。测量器139将所生成的生物体信号输出至处理电路131。
以上是针对本实施方式的MRI装置100的整体结构的说明。以下，对在本实施方式中取得生物体信号并使用所取得的生物体信号来执行摄像的处理(以下，称为生物体信号摄像处理)的顺序说明。图12是表示生物体信号摄像处理的顺序的一个例子的流程图。
(生物体信号摄像处理)
(步骤Sa1)
处理电路131通过频率决定功能1313，基于被检体P的体格信息与体格频率对应表来决定监测频率。具体而言，在针对被检体P的摄像之前，接口127经由网络取得被检体P的患者信息。接口127将所取得的患者信息输出至处理电路131。处理电路131从存储装置130读出体格频率对应表。处理电路131通过将患者信息中的体格信息与体格频率对应表对照，来决定监测频率。处理电路131将所决定的监测频率输出至测量调制器1137。
此外，在体格频率对应表是除了被检体P的体格以外还与同步摄像所涉及的生物体信号的种类对应的、多个监测频率的对应表的情况下，处理电路131通过频率决定功能1313，基于被检体P的体格信息、摄像条件中的同步摄像的种类、以及体格频率对应表，来决定对被检体P的体格和监测对象的脏器而言为最佳的监测频率。
(步骤Sa2)
调谐电路133在调谐功能1315的控制下，将监测频率作为中心频率来执行阻抗匹配。具体而言，处理电路131通过调谐功能1315，为了执行以监测频率作为中心频率的阻抗匹配而控制调谐电路133。例如，调谐电路133以与监测频率对应的S11(分贝)成为规定的分贝以下的方式执行阻抗匹配。
图13是表示在与监测频率对应的阻抗匹配后、S11的分贝相对于频率的变化的一个例子的图。如图13所示，以在监测频率MF中成为规定的分贝PDB以下的方式执行阻抗匹配。即，作为基于调谐功能1315的阻抗匹配，处理电路131以与监测频率对应的S11(分贝)成为规定的分贝PDB以下的方式控制调谐电路133。
(步骤Sa3)
具有监测频率MF的电磁波(微波)经由监测线圈115被连续地向被检体P发送。具体而言，发送电路113中的测量调制器1137将从振荡器1131输出的信号的振荡频率调制为监测频率MF。测量调制器1137将具有监测频率MF的监测信号向监测线圈115供给。监测线圈115按照监测信号，将微波向被检体P连续地发送。
(步骤Sa4)
测量器139通过随时间的经过对与监测线圈115有关的阻抗的变化(S11)进行测量，来生成被检体P的生物体信号。如图13的TF所示，与监测频率MF对应的S11(t)例如伴随着与呼吸以及心搏对应的被检体P的身体运动而随时间的经过发生变化。测量器139将所生成的生物体信号输出至处理电路131。此外，测量器139也可以将所生成的生物体信号输出至显示器129。此时，显示器129在系统控制功能1311的控制下，显示生物体信号。
图14是表示在本步骤的处理中由测量器139生成的摄像前的生物体信号preS11(t)的时间变化的一个例子的图。如图14所示，生物体信号preS11(t)相对于时间大致周期性地变动。
(步骤Sa5)
处理电路131通过频率决定功能1313，每隔规定的时间间隔(以下，称为指数计算时间)便计算表示生物体信号的变动程度的变动指数。指数计算时间是比被检体P的生物体信号的周期短的时间间隔，例如为10ms(毫秒)左右。此外，指数计算时间并不限定于10ms，能够任意设定。在图14中，指数计算时间由JT表示。变动指数例如相当于反映了噪声对于生物体信号的影响的指数。具体而言，变动指数相当于针对指数计算时间JT所包含的生物体信号的多个样本点(时刻)的、多个S11的方差值相对于多个S11的平均值之比。换言之，变动指数相当于在多个指数计算时间JT各自中与监测线圈115有关的阻抗的方差值相对于与监测线圈115有关的阻抗的平均值的比例。此外，变动指数并不限定于方差值相对于平均值，例如也可以是将平均值除以标准差而得到的变动系数，还可以是反映了噪声对生物体信号的影响的其他统计指数等。
(步骤Sa6)
处理电路131通过频率决定功能1313，来与变动指数所涉及的阈值进行比较。变动指数所涉及的阈值例如被存储于存储装置130。该阈值例如作为能够降低噪声对生物体信号的影响那样的值，预先通过使用了人体模型的实验等来设定。在变动指数超过阈值的情况下(步骤Sa6的是)，执行步骤Sa7的处理。另外，在变动指数为阈值以下的情况下(步骤Sa6的否)，执行步骤Sa8的处理。
图15是遍及生物体信号的测量时间地将每个指数计算时间JT的变动指数的一个例子与阈值一起表示的图。在图15中，由于变动指数VI超过阈值，所以执行步骤Sa7的处理。执行步骤Sa5的处理和步骤Sa6的处理的期间相当于与生物体信号有关的多个身体运动分别所对应的多个周期中的最短的周期。例如，在测量呼吸和心搏作为被检体P的生物体信号的情况下，执行步骤Sa5的处理和步骤Sa6的处理的期间为与1次心搏对应的时间。具体而言，在被检体P的1次心搏的时间为1秒、指数计算时间为10ms(0.01秒)的情况下，如果100个变动指数全部为阈值以下，则执行步骤Sa8的处理。此外，执行步骤Sa5的处理和步骤Sa6的处理的期间并不限定于与1次心搏对应的时间，例如也可以是与1次呼吸等对应的时间。
(步骤Sa7)
处理电路131通过频率决定功能1313来调整监测频率。具体而言，处理电路131将在步骤Sa1中决定的监测频率变更得高或低。监测频率的调整幅度例如为10MHz左右。此外，调整幅度并不限定于10MHz而能够任意设定。另外，被变更后的监测频率可以是在图11所示的体格频率对应表中位于根据被检体P的体格而决定的监测频率的相邻位置的频率。如果将步骤Sa6与步骤Sa7的处理统一，则处理电路131通过在规定的时间间隔中将阻抗的方差值相对于阻抗的平均值的比例与阈值进行比较来对所决定的监测频率进行变更。以在本步骤中变更后的监测频率反复进行步骤Sa2至步骤Sa6的处理。通过步骤Sa2至步骤Sa6的处理的反复执行，可决定与被检体的体格对应的最佳的监测频率。
此外，步骤Sa5至步骤Sa7的处理例如也可以作为以下那样的处理顺序来加以执行。首先，将通过步骤Sa4的处理而生成的生物体信号、即阻抗的变化显示于显示器129。接着，根据经由接口127的操作者的指示，输入监测频率的调整。处理电路131通过频率决定功能1313，按照被输入的调整(即被调整了的频宽)来变更监测频率。频宽例如为10MHz。此外，由操作者调整的频宽并不限定于10MHz，能够任意设定。如果监测频率被变更，则再次执行步骤Sa2至步骤Sa4的处理。如果没有经由接口127输入监测频率的调整、例如如果根据经由接口127的操作者的指示而输入了监测频率的决定指示，则执行步骤Sa8的处理。
(步骤Sa8)
处理电路131通过触发脉冲生成功能1317，基于生物体信号来生成触发脉冲。以下，为了使说明变得具体，设生物体信号是与因呼吸引起的被检体P的运动对应的波形(以下，称为呼吸波形)、和与因心搏引起的被检体P的运动对应的波形(以下，称为心搏波形)。在本步骤中的处理之前，测量器139生成呼吸波形和心搏波形。测量器139以监测频率对表示阻抗的时间变化、即S11的时间变化的信号进行检波，接着执行滤波处理。通过该滤波处理，测量器139从表示S11的时间变化的信号提取出呼吸波形和心搏波形。该滤波处理也可以在处理电路131中执行。该滤波处理所涉及的滤波器可以是提取呼吸波形的滤波器(以下，称为呼吸提取滤波器)和提取心搏波形的滤波器(以下，称为心搏提取滤波器)这两种滤波器。呼吸提取滤波器与心搏提取滤波器被搭载于测量器139。呼吸提取滤波器中的通带例如为0.2至0.5Hz。另外，心搏提取滤波器中的通带例如为0.5至3Hz。
图16是表示在监测频率下的检波前且示出S11的时间变化的信号的一个例子的图。图17是表示呼吸波形的一个例子的图。通过以监测频率对图16所示的波形进行检波，并对检波后的信号应用呼吸提取滤波器，可生成图17所示的呼吸波形。图18是表示心搏波形的一个例子的图。通过以监测频率对图16所示的波形进行检波，并对检波后的信号应用心搏提取滤波器，可生成图18所示的心搏波形。
在针对被检体P设定了呼吸同步摄像的情况下，处理电路131通过触发脉冲生成功能1317，基于呼吸波形来生成触发脉冲。另外，在针对被检体P设定了心搏同步摄像的情况下，处理电路131基于心搏波形来生成触发脉冲。例如，基于呼吸波形或者心搏波形中的周期和最大波高的时刻来生成触发脉冲。处理电路131将所生成的触发脉冲输出至序列控制电路125。
(步骤Sa9)
序列控制电路125使用触发脉冲来控制序列，以便与生物体信号同步，针对被检体P执行摄像(以下，称为同步摄像)。序列控制电路125将通过同步摄像取得的MR数据输出至处理电路131。
(步骤Sa10)
处理电路131通过重建功能1319，基于由步骤Sa9中的摄像收集到的MR数据来重建MR图像。显示器129对重建后的MR图像进行显示。
根据以上叙述的结构以及生物体信号摄像处理，可获得以下所示的效果。
根据本实施方式中的MRI装置100，通过基于被检体P的体格信息来决定比高频磁场的频率高的监测频率，并针对被检体P以不接触的方式将监测频率的电磁波向被检体P连续发送，随时间的经过对与监测线圈115有关的阻抗的变化(S11)进行测量，从而能够生成被检体P的生物体信号，并基于生物体信号来控制与摄像有关的序列。另外，根据本MRI装置100，能够将监测线圈115搭载于供被检体P载置的顶板1071、具有接收磁共振信号的接收线圈的接收线圈装置121、以及在接收线圈装置121中支承被检体P的衬垫1073中的至少一个。
另外，根据本实施方式涉及的本MRI装置100，能够将监测线圈115以降低与接收线圈的耦合的位置关系搭载于接收线圈装置121。另外，根据本MRI装置100，通过存储多个频率相对于与作为摄像的对象的患者有关的多个体格的对应表，并将体格信息与对应表进行对照，能够决定监测频率。另外，根据本MRI装置100，能够显示阻抗的变化(S11)，并输入监测频率的调整，按照被输入的调整来变更监测频率。另外，根据本MRI装置100，通过在规定的时间间隔中将阻抗的方差值相对于阻抗的平均值的比例与阈值进行比较，能够变更所决定的监测频率。
另外，根据本实施方式涉及的本MRI装置100，设置在测量器139与监测线圈115之间，针对监测线圈115执行监测频率下的阻抗匹配，能够在监测频率被变更的情况下，进而执行被变更后的监测频率下的阻抗匹配。另外，根据本MRI装置100，能够通过监测线圈115在针对被检体P的摄像中，对被检体P照射具有基于静磁场的大小的磁共振频率的高频磁场。
综上所述，根据本MRI装置100，即使身体的大小根据被检体P的不同而不同，也能够根据被检体的体格(体型)来决定/变更/调整最佳的监测频率，能够对因心脏、呼吸等的运动引起的生物体信号以不接触的方式高灵敏度地进行监视。由此，在使用了生物体信号的同步摄像中，能够减轻对于被检体以及操作者的负担，可使检查的接待人数以及同步摄像的精度提高。
(第一变形例)
本变形例与实施方式的不同点在于，多个监测线圈被搭载于MRI装置100。以下，为了具体说明而设多个监测线圈为2个。另外，假设2个监测线圈被搭载于接收线圈装置121。此外，2个监测线圈也可以被搭载于顶板1071或衬垫1073。
图19是在搭载有2个监测线圈的接收线圈装置121中，表示与图3不同的结构的一个例子的图。如图19所示，接收线圈装置121具有第一监测线圈1151和第二监测线圈1152。另外，调谐电路、滤波器、耦合器与第一监测线圈1151和第二监测线圈1152分别建立对应地在MRI装置100分别搭载有两个。
图20是表示搭载有第一监测线圈1151和第二监测线圈1152的接收线圈装置121的一个例子的图。如图20所示，第一监测线圈1151与第二监测线圈1152不重复地配置在接收线圈元件1211的背面(顶板侧)。另外，第一监测线圈1151和第二监测线圈1152以降低与接收线圈元件的耦合的位置关系被搭载于接收线圈装置121。
从发送电路113对第一监测线圈1151以及第二监测线圈1152分别输出监测信号。第一监测线圈1151以及第二监测线圈1152将具有监测频率的微波分别向被检体P连续地照射。
第一调谐电路1331被设置在第一监测线圈1151与第一滤波器1351之间。第二调谐电路1332被设置在第二监测线圈1152与第二滤波器1352之间。第一滤波器1351被设置在第一调谐电路1331与第一耦合器1371之间。第二滤波器1352被设置在第二调谐电路1332与第二耦合器1372之间。第一耦合器1371被设置在第一滤波器1351与测量器139之间。第二耦合器1372被设置在第二滤波器1352与测量器139之间。
由于与第一调谐电路1331、第二调谐电路1332、第一滤波器1351、第二滤波器1352、第一耦合器1371、以及第二耦合器1372有关的功能和在实施方式中说明的内容相同，所以省略说明。
测量器139基于与第一监测线圈1151以及第二监测线圈1152分别对应的多个阻抗的变化来生成生物体信号。具体而言，测量器139通过针对与第一监测线圈1151有关的S11的值(以下，称为第一S11)、和与第二监测线圈1152有关的S11的值(以下，称为第二S11)执行规定的统计处理，来生成使S/N提高的生物体信号。规定的统计处理例如是相关处理、累计处理或者平均处理等。
根据本变形例，除了实施方式中的效果以外，还能够获得以下所示的效果。
根据本变形例中的MRI装置100，通过针对与多个监测线圈分别对应的多个阻抗的变化执行统计处理，能够生成生物体信号。由此，根据本MRI装置100，能够使生物体信号的精度、即生物体信号的检测灵敏度提高。
(第一变形例的应用例)
本应用例是在上述的变形例的测量器139中，针对多个阻抗的变化分别执行正交相位检波，并基于执行了正交相位检波后的多个阻抗的变化来生成生物体信号的例子。图21是在搭载有2个监测线圈的接收线圈装置121中表示与图19不同的结构的一个例子的图。
如图21所示，测量器139还具有第一分配器1391、第一乘法器1392、第二乘法器1393、第一检波器1394、第二分配器1395、第三乘法器1396、第四乘法器1397以及第二检波器1398。发送电路113从测量调制器1137向第一乘法器1392和第三乘法器1396输出监测信号的正弦分量sin(以下，称为正弦信号)。发送电路113从测量调制器1137向第二乘法器1393和第四乘法器1397输出监测信号的余弦分量cos(以下，称为余弦信号)。
第一分配器1391将第一S11分配给第一乘法器1392和第二乘法器1393。第二分配器1395将第二S11分配给第三乘法器1396和第四乘法器1397。
第一乘法器1392对第一S11乘以正弦信号，并将乘以了正弦信号后的第一S11(以下，称为第一正弦S11)输出至第一检波器1394。第二乘法器1393对第一S11乘以余弦信号，并将乘以了余弦信号后的第一S11(以下，称为第一余弦S11)输出至第一检波器1394。
第三乘法器1396对第二S11乘以正弦信号，并将乘以了正弦信号的第二S11(以下，称为第二正弦S11)输出至第二检波器1398。第四乘法器1397对第二S11乘以余弦信号，并将乘以了余弦信号的第二S11(以下，称为第二余弦S11)输出至第二检波器1398。
第一检波器1394使用第一正弦S11和第一余弦S11来生成第一S11的振幅分量(以下，称为第一振幅)和第一S11的相位分量(以下，称为第一相位)。第二检波器1398使用第二正弦S11和第二余弦S11来生成第二S11的振幅分量(以下，称为第二振幅)和第二S11的相位分量(以下，称为第二相位)。
测量器139通过针对第一振幅和第二振幅执行规定的统计处理，来生成使S/N提高的生物体信号的振幅。另外，测量器139通过针对第一相位和第二相位执行规定的统计处理来生成使S/N提高了的生物体信号的相位。如果将以上的处理统一，则测量器139通过针对多个阻抗的变化分别执行正交相位检波，来测量生物体信号的振幅的变化和生物体信号的相位的变化。测量器139将生物体信号的振幅的变化和生物体信号的相位的变化输出至处理电路131。
处理电路131通过触发脉冲生成功能1317，基于生物体信号的振幅的变化和生物体信号的相位的变化来生成触发脉冲。例如，处理电路131基于生物体信号的振幅的变化中的波高来生成第一触发脉冲。接着，处理电路131通过基于生物体信号的相位的变化来修正第一触发脉冲的反复频率(或者周期)，来生成摄像所使用的第二触发脉冲。处理电路131将第二触发脉冲输出至序列控制电路125。
根据本应用例，除了实施方式以及变形例中的效果以外，还能够获得以下所示的效果。
根据本应用例中的MRI装置100，通过针对与多个监测线圈分别对应的多个阻抗的变化来执行正交相位检波，从而能够检测生物体信号的振幅的变动和生物体信号的相位的变动，并基于检测出的振幅的变动和相位的变动来生成触发脉冲。由此，根据本MRI装置100，能够使生物体信号的精度、即生物体信号的检测灵敏度进一步提高，可针对生物体信号生成更高精度的触发脉冲。综上所述，根据本应用例中的MRI装置100，能够针对生物体信号执行同步精度更高的摄像。
(第二变形例)
本变形例与实施方式的不同点在于，不执行处理电路131的调谐功能1315。以下，针对本变形例与上述实施方式的不同点进行说明，关于与实施方式相同的结构、动作以及效果，省略说明。
图22是表示本变形例中的MRI装置100的结构的图。在MRI装置100中没有搭载调谐电路(133)。另外，在监测线圈115没有搭载对可变电容器中的静电电容进行变更的匹配电路。
图23是表示本变形例中的生物体信号摄像处理的顺序的一个例子的流程图。步骤Sb1-Sb9对应于上述实施方式的步骤Sa1、Sa3-Sb10。
本变形例例如被应用于预先设想为由频率决定功能1313决定的监测频率与监测线圈115的频率之差(偏差)小的情况。由此，根据本变形例，在不需要监测线圈115与耦合器137之间的阻抗匹配的情况下，能够削减构成MRI装置100的部件的个数。另外，根据本变形例，能够削减生物体信号摄像处理中的繁琐的处理数，可削减生物体信号摄像处理的处理时间。
根据以上说明的实施方式、变形例、应用例等，能够针对各种各样体型的被检体P高灵敏度且不接触地监视被检体P的生物体信号，并使用所监视的生物体信号来执行摄像。
对本发明的几个实施方式进行了说明，但这些实施方式只是例示，并不意图限定发明的范围。这些实施方式能够通过其他各种方式加以实施，在不脱离发明主旨的范围能够进行各种省略、置换、变更。这些实施方式及其变形包含在发明的范围、主旨中，同样包含于权利要求书所记载的发明及其等同的范围中。

Claims (11)

1.一种磁共振成像装置，基于通过对配置在静磁场中的被检体照射高频磁场的摄像而取得的磁共振信号来重建图像，其特征在于，具备：
频率决定部，基于所述被检体的信息来决定比所述高频磁场的频率高的监测频率；
监测线圈，针对所述被检体以不接触的方式将所述监测频率的电磁波向所述被检体连续地发送；
测量器，通过随时间的经过对与所述监测线圈有关的阻抗的变化进行测量，来生成所述被检体的生物体信号；以及
序列控制部，基于所述生物体信号来控制与所述摄像有关的序列。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述被检体的信息是被检体的体格信息。
3.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述磁共振成像装置还具备接收线圈装置，该接收线圈装置具有接收所述磁共振信号的接收线圈，
所述监测线圈被搭载于供所述被检体载置的顶板、所述接收线圈装置、以及在所述接收线圈装置中支承所述被检体的衬垫中的至少一个。
4.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述监测线圈，以降低与所述接收线圈的耦合的位置关系，被搭载于所述接收线圈装置。
5.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
搭载有多个所述监测线圈，
所述测量器通过针对与所述多个监测线圈分别对应的多个阻抗的变化执行统计处理，来生成所述生物体信号。
6.根据权利要求5所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述测量器通过针对所述多个阻抗的变化分别执行正交相位检波，来测量所述生物体信号的振幅的变化和生物体信号的相位的变化，
还具备基于所述振幅的变动和所述相位的变动来生成触发脉冲的触发脉冲生成部，
所述序列控制部使用所述触发脉冲来控制所述序列。
7.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述磁共振成像装置还具备存储部，该存储部存储多个频率相对于多个体格的对应表，该多个体格与作为所述摄像的对象的患者有关，
所述频率决定部通过将所述被检体的信息与所述对应表进行对照，来决定所述监测频率。
8.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，还具备：
显示部，显示所述阻抗的变化；和
输入部，输入所述监测频率的调整，
所述频率决定部按照输入的所述调整来变更所述监测频率。
9.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述频率决定部通过在规定的时间间隔中将所述阻抗的方差值相对于所述阻抗的平均值的比例和阈值进行比较，来变更所决定的所述监测频率。
10.根据权利要求8所述的磁共振成像装置，其特征在于，
还具备被设置在所述测量器与所述监测线圈之间、并针对所述监测线圈执行所述监测频率下的阻抗匹配的匹配部，
所述匹配部在所述监测频率被变更了的情况下，还执行被变更了的所述监测频率下的阻抗匹配。
11.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述监测线圈在所述摄像中将具有基于所述静磁场的大小的磁共振频率的所述高频磁场向所述被检体照射。
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