磁共振成像装置以及同步测量方法.pdf

1、10申请公布号CN102469953A43申请公布日20120523CN102469953ACN102469953A21申请号201080035313022申请日20100802200918706620090812JPA61B5/05520060171申请人株式会社日立医疗器械地址日本东京都72发明人泷泽将宏高桥哲彦后藤智宏阿部贵之74专利代理机构中科专利商标代理有限责任公司11021代理人张远54发明名称磁共振成像装置以及同步测量方法57摘要抑制由被检测体的随机体动以及周期性的运动所引起的两体动伪影并获得具有所希望的图像对比度的图像。为此，仅使得利用了非正交系取样法的摄影序列的开始时刻与生物

2、体信号进行同步并执行，维持摄影序列内的各拍摄间的执行间隔即重复时间TR。并且，对延迟时刻与各拍摄的开始时刻之间的时间差进行计算，时间差在规定以上的拍摄在TR时间后再次被执行。30优先权数据85PCT申请进入国家阶段日2012020986PCT申请的申请数据PCT/JP2010/0630012010080287PCT申请的公布数据WO2011/018954JA2011021751INTCL权利要求书2页说明书17页附图14页19中华人民共和国国家知识产权局12发明专利申请权利要求书2页说明书17页附图14页1/2页21一种磁共振成像装置，其特征在于，具备摄影控制部，其基于非正交系取样法，以规定的

3、重复时间间隔，使测量空间的部分区域为不同地，重复进行利用了摄影序列的拍摄，该摄影序列是收集与所述部分区域对应的1个以上的回波信号的摄影序列；以及生物体信号接收部，其接收所述被检测体的周期性的生物体信号，在所述生物体信号接收部接收到生物体信号后，所述摄影控制部在规定的延迟时间后开始所述摄影序列，并维持所述重复时间间隔来重复所述摄影序列。2根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述生物体信号接收部还具备生物体信号接收时刻存储部，该生物体信号接收时刻存储部在所述摄影控制部执行摄影序列的期间，每当接收到生物体信号时，将该接收时刻存储为生物体信号接收时刻，所述摄影控制部具备时间差计算部，其每当

4、所述拍摄时，计算该拍摄的开始时刻与从各生物体信号接收时刻起经过所述延迟时间后的延迟时刻之间的时间的最小值作为时间差；以及采用与否决定部，其在所述时间差超过了预先确定的阈值的情况下，将通过该拍摄所采集的回波信号决定为不采用，在从所述采用与否决定部决定为不采用的拍摄的拍摄开始起经过所述重复时间后，再次执行该拍摄。3根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述生物体信号接收部还具备生物体信号接收时刻存储部，该生物体信号接收时刻存储部在所述摄影控制部执行摄影序列的期间，每当接收到生物体信号时，将该接收时刻存储为生物体信号接收时刻，所述摄影控制部具备时间差计算部，其每当所述拍摄时，计算该拍摄的开

5、始时刻与从各生物体信号接收时刻起经过所述延迟时间后的延迟时刻之间的时间的最小值作为时间差；以及信号强度补正部，其将随着所述时间差变大而减小的权重系数与通过所述拍摄而采集的回波信号相乘，来获得补正回波信号。4根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述摄影控制部还具备信号强度补正部，该信号强度补正部将随着所述时间差变大而减小的权重系数与通过所述拍摄所采集的回波信号相乘来获得补正回波信号，在从所述采用与否决定部决定为不采用的拍摄的拍摄开始起经过所述重复时间后，再次执行该拍摄。5根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述摄影控制部还具备第二信号强度补正部，该第二信号强度补正部将随着

6、距所述回波信号的测量空间中的原点的距离的变大而増加的第二权重系数与所述补正回波信号进行相乘。6根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述摄影序列是对具备切层编码倾斜磁场的三维测量空间进行测量的摄影序列，所述生物体信号接收部具备生物体信号接收时刻存储部，该生物体信号接收时刻存储权利要求书CN102469953A2/2页3部在所述摄影控制部执行摄影序列的期间，每当接收到生物体信号时，将该接收时刻存储为生物体信号接收时刻，所述摄影控制部还具备第二时间差计算部，其每当拍摄时，计算从最新的生物体信号接收时刻起经过所述延迟时间后的时刻与该拍摄的开始时刻之间的时间作为第二时间差；以及振幅控制部，其

7、按照将通过所述第二时间差越小的拍摄所采集的回波信号配置在越接近于切层方向的测量空间的中心部的位置的方式来决定所述切层倾斜磁场脉冲的振幅。7根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述摄影序列是用于对具备切层编码倾斜磁场的三维测量空间进行测量的摄影序列，所述摄影控制部还具备第二时间差计算部，其每当拍摄时，计算从最新的生物体信号接收时刻起经过所述延迟时间后的时刻与该拍摄的开始时刻之间的时间作为第二时间差；以及振幅控制部，其按照将通过所述第二时间差越小的拍摄所采集的回波信号配置在越接近于切层方向的测量空间的中心部的位置的方式来决定所述切层倾斜磁场脉冲的振幅。8根据权利要求1所述的磁共振成像装

8、置，其特征在于，所述部分区域是具有各自与一个回波信号对应的相互并行的多个轨迹而形成的刀锋，所述摄影控制部通过1次摄影序列针对与1个刀锋对应的1个以上的回波信号进行测量，使刀锋相对于所述测量空间的规定轴的角度为不同地，重复该摄影序列。9根据权利要求8所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述摄影序列是基于快速自旋回波序列的摄影序列。10一种磁共振成像装置中的同步测量方法，其特征在于，包括摄影步骤，基于非正交系取样法，以规定的重复时间间隔，使测量空间的部分区域为不同地，重复摄影序列，该摄影序列是用于收集与所述部分区域对应的1个以上的回波信号的摄影序列；以及生物体信号接收步骤，其接收所述被检测体的周期性

9、的生物体信号，在所述摄影步骤中，在接收到所述生物体信号后，在规定的延迟时间后开始所述摄影序列，并维持所述重复时间间隔，重复所述摄影序列。权利要求书CN102469953A1/17页4磁共振成像装置以及同步测量方法技术领域0001本发明涉及利用核磁共振以下，简称为“NMR”现象来获得被检测体的检查部位的断层图像的磁共振成像以下，简称为“MRI”技术，特别是涉及同步摄影技术。背景技术0002一般来说，在MRI中，通过在相位编码方向上重复进行与频率编码方向平行取样的正交系CARTESIAN取样，来采集K空间所谓“测量空间”的空间上的各格子点的回波信号。在正交系取样中，一边变更相位编码量，一边对重复回

10、波信号进行取样。0003但是，由于被检测体的随机体动或者脉搏等的周期性运动而导致所谓体动伪影在相位编码方向上产生。这是由于在摄影中，在对位置发生变化的对象进行摄影的情况下，回波信号中附加有随机的相位变化，因在相位编码方向的傅里叶变换时不能配置于正确的位置，进而产生伪影的缘故。0004为了降低周期性运动所引起的体动伪影，存在有下述的同步摄影法，即，使得从被检测体所获得的周期性的生物体信号与被称为“摄影序列”的摄影顺序的重复时间TR进行同步来执行的同步摄影法。作为主要的同步摄影法，存在有针对呼吸所引起的体动伪影进行抑制的呼吸同步法、对心脏的运动或脉搏所引起的体动伪影进行抑制的心电同步法。0005但

11、是，同步摄影法由于重复时间TR受限于生物体的生理性周期，导致摄影参数的设定自由度降低。例如，获取T1强调图像的情况下，在15T的MRI装置中，优选将TR设为500MSEC程度。但是，在心电同步法中，由于需要与被检测体的心周期的间隔进行同步，而将TR设为900MSEC1SEC的范围。由此，在T1强调图像的获取时且兼用心电同步法的情况下，不能设定最佳的摄影参数，难以获得正确的对比度。0006作为与周期性、随机性无关地可降低体动伪影的方法，提出了非正交系NONCARTESIAN取样法。作为非正交系取样法，例如已知有径向RADIAL法例如，参照非专利文献1、混合径向法例如，参照非专利文献2、螺旋法例如

12、，参照非专利文献3。0007径向法是一种以测量空间的大致一点一般来说为“原点”为旋转中心，一边改变旋转角一边呈放射状取样，以取得重建一张图像时所需的回波信号的技术。由于按照每一旋转角度来完成摄影，所以不易产生伪影。另外，由于呈放射状进行取样，所以，反复对测量空间的中心部进行测量，通过相加效果而不易产生明显伪影。更进一步，即使在产生伪影的情况下，由于没有在特定方向进行取样，伪影在图像内分散，较之于正交系取样法，伪影不明显。0008另外，混合径向法是径向法与相位编码进行组合的方法，将测量空间分割为取样方向不同的多个刀锋BLADE并取样，在刀锋内进行相位编码。混合径向法是在径向法特性的基础上，具有易

13、适用于通过一次高频磁场的施加来获取多个回波信号的多回波法的序列这样的特征。另外，关于适用于混合径向法的多回波法，例如已知有快速自旋回波FSE法或回波平面PLANNER法等。说明书CN102469953A2/17页50009螺旋法是一种以测量空间的大致一点一般来说为“原点”为旋转中心，一边改变旋转角及旋转半径，一边呈旋涡状进行取样，来取得一张图像重建时所需的回波信号的技术。螺旋法能够使在填补测量空间时所浪费的时间少，能高效率进行数据采集，由此作为高速摄影法而得到应用。并且，回波信号的读出时所利用的倾斜磁场脉冲波形并不是梯形波，而是正弦波与余弦波的组合，其除对于倾斜磁场系统而言效率高外，还具有在施

14、加倾斜磁场时的噪声少的特征。0010在先技术文献0011非专利文献0012非专利文献1GHGLOVERETAL，PROJECTIONRECONSTRUCTIONTECHNIQUESFORREDUTIONOFMOTIONEFFECTSINMRI，MAGNETICRESONANCEINMEDICINE2827528919920013非专利文献2JAMESGPIPE，MOTIONCORRECTIONWITHPROPELLERMRIAPPLICATIONTOHEADMOTIONANDFREEBREATHINGCARDIACIMAGING，MAGNETICRESONANCEINMEDICINE42963

15、96919990014非专利文献3CBAHN，HIGHSPEEDSPIRALSCANECHOPLANARNMRIMAGINGI，IEEETRANSMEDIMAG1986VOLMI5NO117发明概要0015发明所解决的课题0016但是，在即使利用非正交系取样法，对周期性运动的影响较大的部位进行摄影的情况下，根据摄影开始定时不同，摄影对象部位的状态较大地变化。由此，在重复相同部位的摄影的情况下，也会出现在每次摄影，图像的成像性发生变化的情形。另外，由于摄影开始定时的不同而运动的大小不同，所以，最终所获得的图像的品质也发生变化。为了规避此，若将非正交系取样法与同步摄影法进行组合，则不能获得最佳的图

16、像的对比度。0017发明内容0018本发明是鉴于上述情况而提出的，其目的在于提供一种不管什么摄影对象部位都能以所希望的图像对比度来获得降低了被检测体的体动伪影的高品质且稳定的图像的技术。0019解决课题的手段0020本发明使利用非正交取样法的摄影序列与生物体信号仅在开始时刻进行同步并执行之，在摄影序列内的各拍摄SHOT间，维持重复时间TR并执行。0021具体而言，本发明提供一种磁共振成像装置，其特征在于具备摄影机构，其将测量空间分割为多个区域，以预先确定的重复时间间隔，重复进行基于非正交系取样法的拍摄，执行用于从被检测体收集一个以上的所述区域的回波信号的摄影序列；以及生物体信号接收机构，其接收

17、所述被检测体的周期性的生物体信号，其中，所述摄影机构在所述生物体信号接收机构接收到生物体信号后，在规定的延迟时间后开始所述摄影序列，维持所述重复时间间隔并执行摄影序列。0022另外，提供一种磁共振成像装置中的同步测量方法，其特征在于包括摄影步骤，基于非正交系取样法，以规定的重复时间间隔，使测量空间的部分区域为不同地，重复摄影说明书CN102469953A3/17页6序列，该摄影序列是收集与所述部分区域对应的1个以上的回波信号的摄影序列；以及生物体信号接收步骤，其接收所述被检测体的周期性的生物体信号，其中，在所述摄影步骤中，在接收到所述生物体信号后，在规定的延迟时间后开始所述摄影序列，并维持所述

18、重复时间间隔，重复进行所述摄影序列。0023发明效果0024根据本发明，不管是什么摄影对象部位，都能以所希望的图像对比度来获取降低了被检测体的体动伪影的高品质且稳定的图像。附图说明0025图1是表示第一实施方式的MRI装置的整体构成的框图。0026图2是用于说明正交系FSEFASTSPINECHO快速自旋回波序列的脉冲序列的说明图。0027图3是用于说明将通过正交系FSE序列所采集的回波信号群配置于测量空间中的样子的说明图。0028图4是用于说明混合径向FSE序列的脉冲序列的说明图。0029图5是表示将通过混合径向FSE序列所采集的回波信号群配置于测量空间中的样子的图，A是用于说明1刀锋的说明

19、图，B是用于说明测量空间整体的说明图。0030图6是用于说明同步摄影法的图，A是用于说明心电同步的序列示例的说明图，B是用于说明将所采集的回波信号配置于测量空间中的样子的说明图。0031图7是用于说明第一实施方式的同步摄影法的概要的说明图。0032图8是第一实施方式的摄影处理的流程图。0033图9是第二实施方式的摄影处理的流程图。0034图10是第三实施方式的摄影处理的流程图。0035图11是用于说明第三实施方式的权重系数的计算法的图，A是表示基于时间差的权重系数计算函数示例的说明图，B是表示1刀锋内的回波信号的位置的说明图，C是表示基于测量空间内的位置的权重系数计算函数示例的说明图。0036

20、图12是第四实施方式的摄影处理的流程图。0037图13是用于说明第四实施方式的切层SLICE值决定函数的示例的说明图。0038图14是第四实施方式的振幅决定处理的流程图。具体实施方式0039第一实施方式0040以下，对适用本发明的第一实施方式进行说明。以下，在说明本发明的实施方式的所有图中，对具有同一功能的部件赋予同一符号，并省略其重复的说明。0041首先，对本实施方式的MRI装置进行说明。图1是表示本实施方式的MRI装置10的一个示例的整体构成的框图。如图1所示，本实施方式的MRI装置10利用NMR现象来获取被检测体1的断层图像，其具备静磁场产生系2、倾斜磁场产生系3、定序器4、发送系5、接

21、收系6、信息处理系7、生物体信号检测部8。0042静磁场产生系2在被检测体1周围的空间沿体轴方向或者与体轴正交的方向产生说明书CN102469953A4/17页7均匀静磁场，其由配置在被检测体1周围的永久磁铁方式或者以常电导方式或者超电导方式的磁场产生机构来构成。0043倾斜磁场产生系3由卷绕在X、Y、Z的3轴方向上的倾斜磁场线圈31与用于驱动各倾斜磁场线圈的倾斜磁场电源32构成，基于来自后述的定序器4的命令来驱动各线圈的倾斜磁场电源32，由此，将具有X、Y、Z的3轴方向成分的倾斜磁场脉冲施加给被检测体1。例如，在X、Y、Z的任意1方向上施加切层方向倾斜磁场脉冲GS，设定针对被检测体1的切层面

22、，在余下的2个方向，施加相位编码方向倾斜磁场脉冲GP与频率编码方向倾斜磁场脉冲GF，由此针对回波信号进行各方向的位置信息的编码。0044发送系5对构成被检测体1的生物体组织的原子的原子核自旋，照射用于使核磁共振产生的高频磁场RF脉冲，其具备高频振荡器52、调制器53、高频放大器54、发送侧的高频线圈发送线圈51。从高频振荡器53输出的高频脉冲在基于来自定序器4的指令的定时，通过调制器53而进行振幅调制，并通过高频放大器54放大后，提供给与被检测体1接近配置的发送线圈51，对被检测体1照射RF脉冲。0045接收系6检测通过被检测体1的生物体组织的原子核自旋的核磁共振而发出的NMR信号回波信号，并

23、具备接收侧的高频线圈接收线圈61、放大器62、正交相位检波器63、A/D变换器64。关于由发送线圈51照射的RF脉冲而引起的被检测体1响应的回波信号，其通过与被检测体1接近配置的接收线圈61来进行检测，并通过放大器62放大后，在基于来自定序器4的指令的定时，通过正交相位检波器63而分割为正交的二系统的信号，各自分别通过A/D变换器64变换为数字量后，作为接收信号而发送给信息处理系7。0046定序器4是根据规定的摄影序列，重复进行RF脉冲的照射与倾斜磁场脉冲的施加的控制构件，在信息处理系7的控制下进行动作，将被检测体1的断层图像的数据采集时所需的各种命令分别发送给发送系5、倾斜磁场产生系3、以及

24、接收系6。0047摄影序列是基于测量的目的而预先制作的，作为程序以及数据而存储在信息处理系7内的后述的存储装置72等中。0048信息处理系7进行MRI装置10的整体动作的控制、信号处理、图像重建处理等，具备CPU71、ROM、RAM等的存储装置72；光盘、磁盘等的外部存储装置73；显示器等的显示装置74；鼠标、跟踪球、键盘等的输入装置75。在从接收系6输入接收信号时，信息处理系7进行信号处理，对测量空间进行填充，进而进行图像的重建。另外，将重建的被检测体1的断层图像显示于显示装置74中，并将其记录于存储装置72或者外部存储装置73中。并且，信息处理系7根据预先存储在存储装置72等中的摄影序列，

25、对定序器4赋予指令。信息处理系7的这些的处理是通过CPU71将预先存储于存储装置72等中的程序下载至存储器中并执行来实现的。0049另外，摄影序列是信息处理系7利用由操作者输入的摄影参数、预先保持的脉冲序列而生成的，被保持在存储装置72等中。0050生物体信号检测部8具备设置在被检测体上的心电传感器、脉搏传感器、呼吸传感器等的设备；以及基于这些的设备所检测得到的生物体信号来生成脉冲波的脉冲波生成部。通过脉冲波生成部所生成的脉冲波被发送给信息处理系7。信息处理系7与脉冲波同步地，将基于摄影序列的指示输出给定序器4。另外，在本发明中，将由心电传感器或者脉搏传感器所获得的脉冲波称为心电波形，将由呼吸

26、传感器获得的脉冲波称为呼吸波形。说明书CN102469953A5/17页80051另外，在图1中，发送线圈51与接收线圈61、倾斜磁场线圈9设置在被检测体1的周围的空间所配置的静磁场产生系2的静磁场空间内。另外，在此，例示了发送线圈51与接收线圈61分开进行设置的情况，但本发明并不限于此。例如，能够以1个高频线圈而兼具两功能的构成。0052具有以上构成的MRI装置10通过将摄影对象自旋核素的密度的空间分布、激励状态的缓和现象的空间分布而进行图像化，以人体头部、腹部、四肢等的形态或者功能为2维或者三维地进行摄影。另外，当前临床中所普及的摄影对象自旋核素是被检测体的主要构成物质的质子。0053其次

27、，对MRI装置10获取的图像的对比度进行说明。从接收系6发送给信息处理系7的接收信号的信号强度I通过以下的式1表示。0054数100550056在此，K为常数，为自旋密度质子密度，T1、T2分别为组织的纵缓和时间以及横缓和时间，TR为脉冲序列的重复时间，TE为回波时间。0057每一组织中，该两缓和时间T1、T2不同，其差成为图像对比度。在临床诊断上，不是仅利用单一对比度的图像，而在同一部位获得多个对比度的图像，考虑各自间的关系来对病变部进行诊断。作为对比度的种类，有T1强调、T2强调、质子密度强调等。0058由式1可知图像的对比度是依存于TR、TE等所谓在摄影时设定的摄影参数而进行变化的。在获

28、得T1强调图像的摄影中，为了减小基于TE的贡献而将TE设定得较短，并且，为了突出基于TR的缓和时间的差而较短地设定TR。例如，在15特斯拉的MRI装置中，将TE设为10MSEC程度，将TR设为500600MSEC程度。另一方面，在获得T2强调图像的摄影中，为了减小基于TR的贡献而将TR设定得较长，并且，为了突出基于TE的缓和时间的差而将TE设定得较长。例如，在15特斯拉的MRI装置中，将TE设为120MSEC程度，将TR设为6000MSEC程度。0059其次，在对本实施方式的脉冲序列进行说明前，对适用正交系取样法的FSE法的脉冲序列正交系FSE序列进行说明。图2是正交系FSE序列200的脉冲序

29、列图。在本图中，RF、GS、GP、GF、AD、ECHO分别是表示RF脉冲、切层倾斜磁场、相位编码倾斜磁场、频率编码倾斜磁场、A/D变换、回波信号的轴。另外，在本说明书的各脉冲序列图中这些是相同的。另外，在此，作为一个示例，以与1次激励RF脉冲对应地采集6个回波信号群的情况为例进行说明。0060在正交系FSE序列200中，首先，对摄影面内的自旋施加用于赋予高频磁场的激励RF脉冲201，并施加切层选择倾斜磁场脉冲202。在切层选择倾斜磁场脉冲202的施加后，紧接着施加用于使通过切层选择倾斜磁场脉冲202而扩散的自旋的相位进行恢复的切层重相脉冲203、与用于生成回波信号的而预先使自旋的相位分散的频率

30、失相倾斜磁场脉冲204。其后，重复施加用于将自旋在切层面内进行反转的反转RF脉冲205。接下来，与每次施加反转RF脉冲205对应地，施加用于选择切层的切层选择倾斜磁场脉冲206、相位编码倾斜磁场脉冲207以及频率编码倾斜磁场脉冲208，在取样窗209的定时，采集回波信号210。在此，如上述那样地，是与1次激励RF脉冲201对应地，采集6个回波信号210群的示例，说明书CN102469953A6/17页9所以，反转RF脉冲205施加6次。另外，回波信号210通常在各取样窗209的定时，分别作为由128、256、512、1024个的任意取样数据构成的时序信号来进行采集。0061一般而言，在FSE序

31、列中，将从激励RF脉冲的施加起至采集到规定数上述例中为6的回波信号为止称为“单位测量拍摄”。在利用正交系FSE序列200的摄影中，一边按每一时间间隔TR211而变更相位编码倾斜磁场脉冲207群的面积一边并重复拍摄，按每一时间间隔212而采集图像所需的所有的回波信号210群。进行采集的回波信号210的数量通常为每一张图像而选择64、128、256、512等的值。0062图3示出了将通过图2所示的正交系FSE序列200所采集的回波信号210群配置于测量空间221的样子。在本图中，箭头与1个回波信号210对应，箭头的方向表示对回波信号210进行扫描的方向。另外，箭头的粗细度与回波信号210的信号强度

32、对应。在此，例示了1拍摄中8次重复采集回波信号210群的情况。即，例示了8次重复通过1次激励RF脉冲201而采集6个回波信号210群的拍摄，通过8次重复的多拍摄正交系FSE序列来填充测量空间221的情况。0063在正交系FSE序列200中，控制相位编码倾斜磁场脉冲207群，以使得通过1次拍摄，将回波信号210群从上至下即，从KY至KY以各框块222各一个序列命令而配置。并且，对相位编码倾斜磁场脉冲207群进行控制，以使得每当重复正交系FSE序列200，在相同框块222内的不同线，配置在相同回波时间所采集的回波信号。图3的各框块222的添加字与该框块222内配置的各拍摄中的回波信号210的回波编

33、号对应。回波编号是对通过正交系FSE序列200的各拍摄所采集的各回波信号210按照进行采集的时间顺序而赋予的编号。即，回波编号越大，则是回波时间越长的回波信号。另外，能够通过对相位编码倾斜磁场脉冲群207的强度的变更法进行变更，来变更测量空间221的填充顺序。0064其次，对FSE法适用非正交系取样法的情况下的脉冲序列进行说明。在此，作为非正交系取样法，举出适用混合径向法的情况并以其为例进行说明。以下，将该脉冲序列称为混合径向FSE序列。在此，以通过1次激励所获得的回波信号群，来填充各框块刀锋。0065图4是混合径向FSE序列300的脉冲序列图。另外，图5是表示将通过混合径向FSE序列300所

34、采集的回波信号群配置于测量空间321的样子的图。混合径向FSE序列300与正交系FSE序列200的不同点在于不存在相位编码倾斜磁场轴GP与频率编码倾斜磁场轴GF的区别。另外，在图4中，方便起见，表示为G1、G2轴。另外，在此，与正交系FSE序列200同样地，以通过1次拍摄而采集6个回波信号群的情况为例进行说明。0066一般而言，在基于混合径向法的摄影中，将测量空间分割为多个刀锋单位区域，对各刀锋以不同的测量空间旋转角进行测量。一个刀锋具有各自与一个回波信号对应的相互并行的多个轨迹而形成。在此，“测量空间的旋转角”是指，测量空间的规定的轴本说明书中为KX轴与通过各刀锋内的测量空间的中心的轨迹所形

35、成的角度。另外，对刀锋内所测量的回波信号赋予相位编码。0067在混合径向FSE序列300中，以通过1次激励RF脉冲所采集的回波信号群对各刀锋322进行填充。由此，每1拍摄份的脉冲序列的基本构成与正交系FSE序列200相同。0068首先，施加用于对摄影面内的自旋赋予高频磁场的激励RF脉冲201，并施加切层选择倾斜磁场脉冲202。在切层选择倾斜磁场脉冲202的施加后，紧接着施加用于将通过切层选择倾斜磁场脉冲202而扩散的自旋的相位恢复的切层重相脉冲203、用于生成回波说明书CN102469953A7/17页10信号而预先使自旋的相位分散的读出失相倾斜磁场脉冲301以及读出失相倾斜磁场脉冲302。其

36、后，重复施加用于将自旋在切层面内进行反转的反转RF脉冲205。接下来，每当施加反转RF脉冲205，都施加用于选择切层的切层选择倾斜磁场脉冲206、读出倾斜磁场脉冲307以及读出倾斜磁场脉冲308，并在取样窗209的定时，采集回波信号310。在此，如上所述，由于是以每1次激励RF脉冲201而采集6个回波信号310群为例，故施加6次反转RF脉冲205。0069此时，读出失相倾斜磁场脉冲301以及读出倾斜磁场脉冲307被施加在G1轴，读出失相倾斜磁场脉冲302以及读出倾斜磁场脉冲308被施加在G2轴。读出倾斜磁场脉冲307与读出倾斜磁场脉冲308是指，将刀锋322内的读出方向与相位编码方向分别设为K

37、X以及KY时，回波信号310被控制为按照从KY至KY而进行采集的情形。图5A是用于对利用混合径向FSE序列300的1拍摄而获取的1个刀锋322的回波信号310的配置进行说明的图。在此，箭头与1个回波信号310对应，箭头的方向表示对回波信号310进行扫描的方向。另外，箭头的粗细度与回波信号310的信号强度对应，添加字与回波编号对应。回波编号是对通过混合径向FSE序列300的各拍摄所采集的各回波信号310按照进行采集的时间顺序而赋予的编号。0070并且，为了以测量空间321中不同旋转角对各刀锋322进行测量，一边改变按照每隔时间间隔311对切层面内的2轴G1、G2轴施加的读出失相倾斜磁场脉冲301

38、以及302、读出倾斜磁场脉冲307以及308的振幅，一边反复执行混合径向FSE序列300，以时间间隔312采集图像所需的所有回波信号310群。通过这样地控制，使各刀锋322以测量空间321的大致一点为中心呈放射状地旋转。0071图5B表示将重复图4所示的混合径向FSE序列300所采集的回波信号310群配置于测量空间321中的样子。通过同一拍摄所采集的回波信号310群配置于同一刀锋322中。322后的添加字是与每隔时间间隔311的FSE序列300的重复次数对应的编号拍摄编号。本图按逆时针方向仅旋转半周，按照以8次重复对测量空间321进行扫描的方式，控制FSE序列300的情况下的示例。另外，在各刀

39、锋322内，箭头与1个回波信号310对应，箭头的方向表示对回波信号310进行扫描的方向，箭头的粗细度与回波信号310的信号强度对应。另外，如本图所示，按每一拍摄编号对不同的旋转角的刀锋进行测量。0072其次，利用图6对同步摄影法进行说明。在此，作为一个示例示出了心电同步法。0073如图6A所示，401是生物体信号检测部8所获取的心电波形，时间间隔402是心电波形401的间隔一般称为“RR间隔”。在同步摄影法中，在对心电波形401进行检测后，仅空出时间间隔403以下，延迟时间后开始摄影序列，在时间间隔404内采集回波信号群405。对各心电波形401进行检测后，在同样的定时，采集回波信号，与心电波

40、形401同步地获得图像的重建时所需的数据。另外，“RR间隔”也被称为心周期，连字符“”以下的编号表示第N个心电波形401N后的心周期内的处理。另外，在以下的说明中，无需进行特别区别时，省略连字符以下的编号。另外，在心电同步中虽称为心电波形401，而一般称为生物体信号401或者触发信号401。0074图6B表示将如此地采集的回波信号群405配置于测量空间422中的示例。在此，表示通过正交系取样法采集回波信号的示例。按每一回波信号405而改变相位编码量，采集在每一心周期的时间间隔404内能采集数量的回波信号405，并配置于测量空间421说明书CN102469953A108/17页11中。至测量空间

41、421全部填充为止重复进行该处理。在图6B中表示基于第1次心周期内所采集的回波信号4051从KY轴方向上依次对测量空间421进行填充的示例。0075例如，在该心电同步法中组合混合径向FSE序列300的情况下，一般而言，在各心周期内的时间间隔404内执行各拍摄，采集回波信号310。由此，需要使TR311与RR间隔402进行匹配。但是，RR间隔并不必定为恒定。即使为大致恒定，一般以所希望的对比度的图像而设定的TR也不与RR间隔一致。0076在此，本实施方式中，在使非正交系取样法与生物体信号进行同步时，不是按每个TR进行同步，而是按摄影序列整体进行同步。即，仅在摄影开始时与心电波形401同步，其后的

42、各拍摄中，如通常那样，以TR间隔来执行。首先，利用图7，对本实施方式的同步摄影法的概要进行说明。在此，以心电同步法为例进行说明。0077关于对图7的心电同步进行说明的构成，其与图6相同的构成被赋予相同编号。另外，将摄影的全拍摄数设为NN为自然数，501NN满足1NN的自然数表示拍摄编号为N的拍摄以下，第N拍摄。另外，502N表示第N拍摄的拍摄开始时刻503N与经过最近的延迟时间403后的经过时刻406延迟时刻406之间的时间差。本图所示，本实施方式中，仅第1拍摄5011，从心电波形401起经过预先确定的延迟时间403后执行，余下的拍摄5012、5013501N是以通常的TR间隔来执行的。007

43、8在本实施方式中，信息处理系7具备同步摄影控制部，用于实现上述控制。另外，信息处理系7具备与基于同步摄影控制部的控制相独立地，从生物体信号检测部8接收脉冲波并通知给同步摄影控制部的生物体信号接收部。信息处理系7的这些的功能是通过CPU71将预先存储在存储装置72等中的程序下载到存储器中并执行来实现的。以下，对本实施方式的同步摄影控制部进行的摄影处理进行说明。图8是本实施方式的摄影处理的处理流程。0079同步摄影控制部在从操作者接收到摄影参数的输入时，利用预先保持的脉冲序列，生成摄影序列执行的序列的基本形状步骤S1201。另外，将对执行的拍摄的拍摄编号进行计数的计数器CN设为1步骤S1202。同

44、步摄影控制部在从操作者接受到开始的指示时，等待脉冲波的接收。在从生物体信号接收部接受到已接收脉冲波的意思的通知时步骤S1203，在经过了作为摄影参数而输入的延迟时间后步骤S1204，根据摄影序列，执行第CN拍摄步骤S1205。此时，将拍摄的开始时刻与计数器CN的值建立对应地存储。0080拍摄结束后，同步摄影控制部对预先确定的全拍摄是否已执行，即，摄影序列是否已完成进行判别步骤S1206。具体而言，将构成摄影的全拍摄数设为N时，对是否CNN进行判别。接下来，在执行了全拍摄的情况下，结束处理。另一方面，还有未执行的拍摄的情况下，将CN递增1步骤S1207，等待从前次的拍摄开始时刻起经过TR时间，返

45、回至步骤S1205，执行第CN拍摄。0081本实施方式的同步摄影控制部如以上所述地进行摄影处理，实现本实施方式的同步摄影，在测量空间中填充回波信号。另外，同步摄影法并不限于心电同步。0082另外，延迟时间403作为摄影参数通过操作者与其他的摄影参数一并设定。最佳的延迟时间403是由摄影对象部位以及所采用的生物体信号的类别来决定的。例如，生物体信号为心拍的情况下，一般在舒张期下被检测体1的运动较少而能够获得品质良好的图像。由此，按照在舒张期开始摄影的方式来决定延迟时间403。另一方面，在生物体信号为说明书CN102469953A119/17页12呼吸的情况下，与呼期相配合，被检测体1的运动平缓，

46、不易产生伪影。由此，按照在呼期开始摄影的方式来决定延迟时间403。0083在不利用同步摄影法时，对生物体的体动周期随机地开始摄影。例如，在血管摄影等的情况下，心脏的运动的变化量为最大的收缩期与变化量最小的舒张期下，血管内流动的血流的状态发生变化。由此，根据相对于体动周期的开始定时不同，在每次摄影，血管的描绘发生变化。尤其是，在摄影序列的重复时间TR接近于生物体的体动周期的倍数包含1/2倍、1/3倍等的情况下，在每次摄影获得与同步摄影接近的结果，由于所获得的图像与体动周期的规定的时相接近，所以，由于开始定时不同而产生的描绘的差将变得显著。由此，在每次摄影中，其结果的图像的描绘发生变化。0084对

47、于此，在本实施方式中，与规定的生物体信号同步，在从触发信号图7中，心电波形401起经过了以摄影参数所设定的延迟时间403后，开始摄影序列。由此，即使在重复进行周期性运动的影响较大的部位的摄影的情况下，各摄影开始时的相对于摄影对象部位的周期性运动的状态也成为大致相同，在摄影期间，周期性的体动的影响成为大致相同。由此，在每次摄影中，摄影对象的描绘不发生变化，能够获得稳定的图像。另一方面，构成摄影的各拍摄按照通常那样地以TR间隔来执行。由此，能够获得所希望的对比度。另外，由于利用非正交系取样法，所以，能够降低体动伪影。0085如以上说明的那样，根据本实施方式，维持了能降低体动伪影的非正交系取样法的优

48、点，且能够在每次摄影中描绘恒定的状态，并且能够获得所希望的对比度。由此，包括易受到生物体的周期性运动的影响的部位在内，不管什么摄影对象部位，都能既不牺牲对比度，在每次摄影都获得稳定的高品质的图像。0086另外，在上述实施方式中，关于混合径向法的框块内的回波数以及框块数，为了便于说明而分别例示了6以及8的情况，但并不限于此。框块数以及框块内的回波数可任意地设定。0087第二实施方式0088其次，对适用本发明的第二实施方式进行说明。本实施方式的MRI装置基本上具有与第一实施方式同样的构成。在第一实施方式中，在一旦开始摄影的情况下，其后则以TR间隔按顺序逐一执行所有的拍摄。另一方面，在本实施方式中，

49、根据从各拍摄开始时间的延迟时刻起的时间，决定结果的采用与否，未采用的情况下，至采用为止重复执行。以下，对本实施方式的摄影处理，以与第一实施方式不同的构成为要点进行说明。0089首先，对本实施方式的同步摄影法的概要进行说明。在此，与第一实施方式同样地，以心电同步法为例，并利用图7进行说明。在本实施方式中，对于每一拍摄501，在其结束后，计算该拍摄501的开始时刻503与最近的延迟时刻406之间的时间的绝对值即时间差502。接下来，在时间差502为预先确定的阈值以上时，通过该拍摄501所采集的回波信号不用于图像重建，通过同条件再次进行回波信号的采集。0090在此，计算出的时间差502，例如，在第2拍摄5012中，其结束时只接收到触发信号4011。由此，将延迟时刻4061与开始时刻5032之间的时间设为时间差502。另一方面，在第3拍摄5013中，在本拍摄结束时，接收到触发信号4011与4012。由此，能够得知延迟时刻4061与4062。计算两延迟时刻4061、4062分别与开始时刻5033之间的差的绝对值50231、50232，将较小的一方设为时间差502。在第4拍摄5014也同样地，说明书CN102469953A1210/17页13计算开始时刻与延迟时刻之间的差50241以及50242，将小的一方设为时间差502。0091如第一实施方式中说明的那样，作为延迟时间4