JP4912154B2 - 核磁気共鳴撮像装置 - Google Patents

Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からのＮＭＲ信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁気共鳴撮像装置（以下、ＭＲＩ装置という）に関し、特に被検体が寝かせられるテーブルを連続的に移動しながらＮＭＲデータを取得することにより体軸方向に広い部位を撮像する撮像方法（ムービンベッド撮像法という）を採用したＭＲＩ装置において、生体に起因するアーチファクトを抑制する手法に関する。

ＭＲＩ装置を用いて全身の血流動態や代謝などを観察する手法の一つとして、テーブルを連続的に動かしながら撮像を行なう手法（ムービングベッド撮像法）が提案されている（特許文献１など）。
上記ムービングベッド撮像では、ベッドを移動しながら撮像することに伴う画質の劣化を信号処理で回復する方法やベッド移動速度を画質の劣化が起きない範囲に低速にして抑制する方法なども提案されている。

また特許文献１には、全身ＭＲＡ撮像において、体幹部ではベッド移動速度を早くし、下肢部ではベッド移動速度を遅くし、撮像領域と血管中に造影剤が流れていく領域とが一致するように配慮して撮像を行なうことが提案されている。
米国特許６，９１２，４１５号

ところで生体には心拍動や呼吸動があり、心臓や肝臓を撮像する場合これらに伴う画質劣化があった。このような生体の動きに起因する画質劣化を回避する方法として、心電同期法、脈波同期法、呼吸ゲート法が広く用いられている。また１枚のＭＲ画像を作成する間に被検体が動くことによって生じる体動アーチファクトを除去する方法として、例えば、外部呼吸センサー或いはナビゲーターエコーを用いて呼吸動をモニターし、被検体位置が所定の変位にあるときだけ計測を行なう手法も提案されている。

上述したムービングベッド撮像法においても、良好な画像を得るために体動抑制は必須の技術と考えられるが、例えば、ムービングベッド撮像法に生体同期ゲート信号を適用した場合、下記のような不都合が生じる。

すなわち、生体同期ゲート法では、同期信号オフの間は撮像を行なわない。しかしこの間にもベッドは移動し続けるので、計測データ中でベッド位置が非連続となり、その結果、画像上にアーチファクトを生じる。特許文献１に示されたベッド移動速度を変えるという技術思想に従えば、このようなアーチファクトを生じさせないためには、生体同期信号に併せてベッドの移動もオンオフすることになる。この場合、ゲートオフの後にゲートオフ前の撮像位置と同じ位置から再スタートすることによって、撮像位置を一連のデータ取得において連続的とすることができる。

しかし、一般にベッドの移動を停止するときと開始するときには、ベッドが一定速度に達するまでには所定の時間を要する。このため速度コントロールが難しくなり実用的ではない。またこのようなベッドの間歇的な駆動により、被検者への負担が増加する。
上述の特許文献１に記載されているように、場所による血液の移動時間を考慮してベッドの移動速度を制御する場合にも同様の問題を生じる。

そこで本発明は、ムービングベッド撮像法を採用するＭＲＩ装置において、搬送手段の移動速度の変動に伴う被検体の負担を軽減し、しかも広い領域の撮像中の条件の変化に対応した診断に有効な画像を提供することを目的とする。

従来、被検体における撮像視野（信号所得領域）は、被検体の搬送手段であるベッドの移動に伴って同速度でベッド移動方向と逆方向に移動するものであったのに対し、本発明は、撮像視野（信号所得領域）に対して、ベッドの移動速度とは異なる制御を行うことにより上記目的を達成する。

すなわち本発明の核磁気共鳴撮像方法は、所望の撮像視野を有する核磁気共鳴撮像装置の静磁場空間中を、被検体を搭載する搬送手段を移動させながら前記撮像視野より広い被検体の撮像範囲を撮像する方法において、
前記被検体の撮像範囲が、前記撮像空間中を通過するように、前記被検体を移動させるステップ（１）と、前記被検体の移動中の少なくとも一部の期間において、前記記被検体から得られる情報に応答して前記静磁場空間に対して前記撮像視野を相対移動させるステップ（２）と、前記被検体の移動中に、撮像パルスシーケンスを実行して、前記被検体から核磁気共鳴信号を収集するステップ（３）と、前記核磁気共鳴信号を用いて前記被検体の広い撮像範囲の画像を再構成するステップ（４）とを備えたことを特徴とする。
なおここで被検体から得られる情報とは、例えば心電計や脈波計などの被検体から直接得られる生体情報のほか、被検体の体動や移動に伴う位置情報および核磁気共鳴信号から得られる情報など被検体に関して得られるすべての情報を含む。

本発明の核磁気共鳴撮像方法において、前記撮像視野を相対移動させるステップ（２）では、例えば、前記被検体から得られる情報が、該被検体から検出される生体情報であり、被検体に対する撮像視野の移動速度が、前記生体情報に応答して、前記撮像範囲の撮像中の第一の期間と第二の期間とで互いに異なるように制御される。

本発明の核磁気共鳴撮像方法において、前記撮像視野を相対移動させるステップ（２）では、例えば、前記相対移動の方向が、前記第一の期間と前記第二の期間とで互いに異なるように制御される。

また本発明の核磁気共鳴撮像方法は、前記核磁気共鳴信号を収集するステップ（３）より前に、前記撮像範囲内に第一の領域と第二の領域との設定が行われるステップ（５）を有し、前記撮像視野を相対移動させるステップ（２）では、前記撮像視野の前記被検体上での位置情報を取得するステップ（６）を有し、前記被検体から得られる情報が、前記撮像視野の前記各領域への到達を表す情報であり、被検体に対する撮像視野の移動速度が、前記到達を表す情報に応答して、前記第一の領域と前記第二の領域とで互いに異なるように制御される。

本発明の核磁気共鳴撮像方法において、前記撮像視野を相対移動させるステップ（２）では、例えば、前記相対移動の方向が、前記第一の領域と前記第二の領域とで互いに異なるように制御される。

本発明の核磁気共鳴撮像方法において、前記核磁気共鳴信号を収集するステップ（３）では、例えば、前記撮像範囲の少なくとも一部の撮像が前記生体情報を用いた同期撮像を含み、前記第一の期間では前記生体情報に応答して撮像が実行され、前記第二の期間では前記生体情報に応答して撮像が中断され、前記相対移動の方向は、前記第一の期間では前記被検体の移動方向と逆方向に、前記第二の期間では前記被検体の移動方向と同方向にされる。

本発明の核磁気共鳴撮像方法において、前記核磁気共鳴信号を収集するステップ（３）では、例えば、心電計、脈波計および体動モニターの少なくとも一つから取得された生体信号から前記生体情報が取得され、前記被検体を移動させるステップ（１）では、前記搬送手段の移動速度は、前記第一の期間と前記第二の期間とを含む全撮像時間と前記撮像範囲を撮像するために前記搬送手段が移動する距離とから決定され、前記撮像視野を相対移動させるステップ（２）では、前記第一の期間における前記被検体に対する撮像視野の移動速度は、前記同期撮像が無い場合の全撮像時間と前記撮像範囲を撮像するために前記搬送手段が移動する距離とから決定されて、前記中断となった時点での撮像視野の位置から撮像が実行され、前記第二の期間における前記被検体に対する撮像視野の移動速度はゼロにされて、前記被検体に対する撮像視野の位置が移動されない。

本発明の核磁気共鳴撮像方法において、前記核磁気共鳴信号を収集するステップ（３）では、例えば、前記第二の領域の撮像は、被検体画像を再構成するのに必要な核磁気共鳴信号の収集と、被検体の体動を検出するために必要な核磁気共鳴信号の収集とを含み、前記撮像視野を相対移動させるステップ（２）では、前記被検体に対する撮像視野の移動速度が、前記第一の領域よりも前記第二の領域の方が遅くなるように制御される。

本発明の核磁気共鳴撮像方法において、前記各領域の設定ステップ（５）では、例えば、前記第一の領域と前記第二の領域とで異なる撮像条件の設定が行われ、前記撮像視野を相対移動させるステップ（２）では、前記被検体に対する撮像視野の移動速度が、前記各撮像条件に対応して、前記第一の領域と前記第二の領域とで互いに異なるように制御される。

本発明の核磁気共鳴撮像方法において、前記各領域の設定ステップ（５）では、例えば、前記第二の領域が前記第一の領域よりも高空間分解能となるように前記撮像条件が設定され、前記撮像視野を相対移動させるステップ（２）では、前記被検体に対する撮像視野の移動速度が、前記第一の領域よりも前記第二の領域の方が遅くなるように制御される。

本発明の核磁気共鳴撮像方法において、前記各領域の設定ステップ（５）では、例えば、前記第二の領域の撮像条件が前記第一の領域の撮像条件よりも、スライス数と位相エンコード数とスライスエンコード数のうちの少なくとも一つを増やして設定される。

本発明の核磁気共鳴撮像方法において、前記各領域の設定ステップ（５）では、前記第二の領域が前記第一の領域よりも高SNとなるように前記撮像条件が設定され、前記撮像視野を相対移動させるステップ（２）では、前記被検体に対する撮像視野の移動速度が、前記第一の領域よりも前記第二の領域の方が遅くなるように制御される。

本発明の核磁気共鳴撮像方法において、前記各領域の設定ステップ（５）では、例えば、前記第二の領域の撮像条件が前記第一の領域の撮像条件よりも、前記核磁気共鳴信号の平均回数を増やして設定される。

本発明の核磁気共鳴撮像方法において、前記各領域の設定ステップ（５）では、例えば、前記第一の領域における前記撮像視野のサイズと前記第二の領域における前記撮像視野のサイズとが互いに異なるように前記撮像条件が設定される。

本発明の核磁気共鳴撮像方法において、前記核磁気共鳴信号を収集するステップ（３）は、造影剤を用いた撮像を含み、前記各領域の設定ステップ（５）では、前記第一の領域と該第一の領域よりも前記造影剤の移動速度の遅い領域に前記第二の領域が設定され、前記撮像視野を相対移動させるステップ（２）では、前記被検体に対する撮像視野の移動速度が、前記第一の領域よりも前記第二の領域の方が遅くなるように制御される。

また上記核磁気共鳴撮像方法は、前記各領域の設定ステップ（５）より前に、前記撮像範囲における前記造影剤の平均流速を取得するステップ（７）を有し、前記被検体を移動させるステップ（１）では、前記搬送手段の移動速度が前記平均流速とされ、前記撮像視野を相対移動させるステップ（２）では、前記被検体に対する撮像視野の移動速度が前記造影剤の移動速度と一致するように、前記第一の領域において前記被検体に対する撮像視野の移動方向が該被検体の移動方向と逆方向にされ、前記第二の領域において前記被検体に対する撮像視野の移動方向が該被検体の移動方向と同方向にされる。

本発明の核磁気共鳴撮像方法において、例えば、前記各領域の設定ステップ（５）では、前記第一の領域と該第一の領域よりも前記被検体の体軸方向と前記被検体の移動方向とのなす角が大きい領域に前記第二の領域とが設定され、前記撮像視野を相対移動させるステップ（２）では、前記被検体に対する撮像視野の該被検体の移動方向への移動速度が、前記第一の領域よりも前記第二の領域の方が遅くなるように制御される。

上記核磁気共鳴撮像方法において、前記撮像視野を相対移動させるステップ（２）では、例えば、前記撮像視野が前記体軸方向に沿って移動され、前記撮像視野の前記体軸方向への移動速度が、前記第一の領域と前記第二の領域とで略同一にされる。

本発明の核磁気共鳴撮像方法において、例えば、前記被検体から核磁気共鳴信号を収集するステップ（３）では、前記撮像視野を励起するための高周波磁場が印加され、前記撮像視野を相対移動させるステップ（２）では、前記高周波磁場の周波数を制御して前記撮像視野の相対移動を制御する。

本発明の核磁気共鳴撮像方法において、前記被検体を移動させるステップ（１）では、例えば、前記被検体の移動速度が、前記撮像範囲の撮像の間、一定とされる。

本発明の核磁気共鳴撮像方法において、前記被検体を移動させるステップ（１）では、例えば、前記被検体の移動速度が、前記第一の期間と前記第二の期間とで、互いに異なるように制御される。

本発明の核磁気共鳴撮像方法において、前記画像再構成ステップ（４）では、例えば、前記撮像範囲の撮像中の少なくとも一部の期間において、それまでに取得された前記核磁気共鳴信号に基づいて前記撮像範囲の一部の画像を再構成する。

また本発明の核磁気共鳴撮像装置は、所望の撮像視野を含む静磁場空間内で被検体を搬送する搬送手段と、前記被検体から情報を取得する手段と、前記被検体に高周波磁場及び傾斜磁場を印加する各磁場印加手段と、前記搬送手段と磁場印加手段を制御する制御手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信し画像を構成する信号処理手段とを備え、前記搬送手段により前記被検体を移動させながら前記核磁気共鳴信号を取得して前記撮像視野より広い撮像範囲の画像を取得する核磁気共鳴撮像装置において、前記制御手段は、前記被検体の移動中の少なくとも一部の期間において、前記被検体から情報に応答して、前記静磁場空間に対して前記撮像視野を相対移動させるように前記磁場印加手段を制御することを特徴とする。

本発明の核磁気共鳴撮像共置において、例えば、前記被検体から情報を取得する手段は、前記被検体から生体情報を取得し、前記制御手段は、被検体に対する撮像視野の移動速度が、前記生体情報に応答して、前記撮像範囲の撮像中の第一の期間と第二の期間とで互いに異なるように前記磁場印加手段を制御する。

本発明の核磁気共鳴撮像共置において、例えば、前記被検体から情報を取得する手段は、前記被検体上での前記撮像視野の位置情報を取得して、予め設定された前記撮像範囲内の第一の領域と第二の領域への前記撮像視野の到達を表す情報を求め、前記制御手段は、被検体に対する撮像視野の移動速度が、前記到達を表す情報に応答して、前記第一の領域と前記第二の領域とで互いに異なるように前記磁場印加手段を制御する。

本発明の核磁気共鳴撮像共置において、例えば、前記生体情報を取得する手段は、心電計、脈波計および体動モニターの少なくとも一つであり、前記制御手段は、前記第一の期間では前記生体情報に応答して撮像を実行し、前記第二の期間では前記生体情報に応答して撮像を中断するように前記磁場印加手段を制御する。

本発明の核磁気共鳴撮像共置において、例えば、前記撮像視野の位置を取得する手段は、前記搬送手段に備えられたエンコーダーを含み、前記エンコーダーからの情報と前記高周波磁場の周波数とから前記被検体上での撮像視野の位置情報を取得する。

本発明によれば、被検体を移動させながら撮像を行うとともに、被検体（すなわち搬送手段）の移動中に静磁場空間に対して撮像視野を相対的に移動させることにより、搬送手段の移動速度の変動に伴う被検体の負担を軽減し、しかも広い領域の撮像中の条件の変化に対応した診断に有効な画像を提供することができる。例えば同期撮像の場合には、ゲート信号に従い撮像がオンオフした場合にも信号取得領域の連続性を維持することができ、アーチファクトのない画像を得ることができる。また撮像領域の一部について、ユーザーの要請に応じて、高空間分解能の画像を得たり、複数スライスの画像を得るなど多様な撮像を可能にする。さらに造影剤を用いた撮像において造影剤の移動速度に追従した撮像を可能にする。

また本発明によれば、全体撮像時間を考慮して搬送手段の移動速度を設定できるので、撮像の中断・再開や、多様な撮像に伴う撮像時間の変動があっても磁場不均一による影響を無視できる程度に抑制でき、良好な画像を得ることができる。

以下、本発明の実施の形態を、図面を参照して説明する。
図１は、本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概要を示す図である。このＭＲＩ装置は、被検体101が挿入される空間に静磁場を発生する磁石102と、この空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル103と、被検体の撮像領域に高周波磁場を発生するRFコイル104と、被検体101が発生する核磁気共鳴（ＭＲ）信号を検出するRFプローブ105と、静磁場空間に被検体101を挿入するためのベッド112を備えている。ベッド112の天板には、その位置および移動量を検出するための検出手段、例えばエンコーダーが設けられている。

傾斜磁場コイル103は、互いに直交する3方向（X，Y，Z）の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源109からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。これら傾斜磁場の印加の仕方によって、被検体の撮像断面を決定し、またＭＲ信号に位置情報を付与することができる。

RFコイル104はRF送信部110の信号に応じて高周波磁場を発生する。RFプローブ105の信号は、信号検出部106で検出され、信号処理部107で信号処理され、また計算により画像信号に変換される。信号検出部106及び信号処理部107の詳細を図２に示す。図示するように、信号検出部106はＡＤ変換・直交検波回路203からなり、ＲＦ受信コイル201のプリアンプ202で増幅されたＮＭＲ信号を、ＲＦ送信部110の高周波発生回路からの参照信号を用いて直交検波するとともにＡＤ変換し、二系列のデータとして信号処理部107に渡す。信号処理部107は、データのフーリエ変換、補正、必要に応じた合成などの処理を行い、画像を再構成する。画像は表示部108で表示される。

傾斜磁場電源109、RF送信部110、信号検出部106は制御部111で制御される。制御のタイムチャートは一般にパルスシーケンスと呼ばれ、撮像方法によって決まる種々のパルスシーケンス（撮像シーケンス）が予めプログラムとして図示しない記憶部に格納されている。制御部111には、このような記憶部のほか、撮像シーケンスの選択や撮像パラメータ等の入力のための入力装置（ユーザーインターフェイス：ＵＩ）が備えられている。

ベッド112は、図中矢印113で示す方向に移動可能であり、ベッド制御部114によって駆動される。ベッド制御部114は、制御部111からの指令により、ベッド112を撮像シーケンスの実行と整合を取りつつ移動させる。ベッドの移動速度は、例えば頭頂部から足に向けた移動速度で典型的には0.5cm/秒〜2.0cm/秒である。

また本実施の形態においては、制御部111は、被検体101の生体信号をモニターする機器115からの信号を入力し、生体信号に基き撮像シーケンスの実行を制御する。モニター機器115は、例えば拍動、脈波、心電波、呼吸動などをモニターし、それを電気信号もしくは光信号に変換し、リアルタイムで制御部111に送信する。

モニター機器115として、例えば、心電計と被検体の腹部の上下動を検出する呼吸動センサーが備えられ、撮像に当っては心電ゲート、呼吸動ゲート或いはこれらを組合わせた二重同期が採用される。図３に二重同期の場合のゲート信号の一例を示す。図中、（ａ）は心電計から信号（Ｒ波）、（ｂ）は呼吸動センサーからの位置信号、（ｃ）は（ａ）と（ｂ）のＡＮＤ信号、（ｄ）はゲート信号である。二重同期の場合、制御部111は、心電計から信号がＲ波とＲ波との間であって且つ呼吸動センサーからの位置信号が被検体位置が所定範囲であるときに撮像をオンとし、それ以外はオフとするゲート信号を用いて撮像のオンオフを制御する。

図４に、本発明のＭＲＩ装置で実行される撮像シーケンスの一例を示す。この撮像シーケンスは、一般的な３Ｄグラディエントエコーシーケンスであり、まず高周波パルス401をスライス選択傾斜磁場402と同時に印加して被検体の所定の領域を励起する。スライス（スラブ）は被検体の体軸に平行な断面とする。その後、スライスエンコード傾斜磁場パルス403及び位相エンコード傾斜磁場パルス404を印加し、次いで読み出し傾斜磁場パルス405を印加し、高周波パルス401の印加からＴＥ時間407経過した時点でエコー信号406を計測する。このような計測を、スライスエンコード傾斜磁場パルス403及び位相エンコード傾斜磁場パルス404の強度を変化させながら、繰り返し時間408毎に繰り返し、最終的に１枚の３Ｄ画像再構成に必要なエコー信号を計測する。

スライスエンコードと位相エンコードの数は、通常１枚の３Ｄ画像あたり32、64、128、256、512等の値の組合わせが選ばれる。各エコー信号は通常128、256、512、1024個のサンプリングデータからなる時系列信号として得られる。このデータを、ｋ空間データのずれを考慮して３次元フーリエ変換することにより、３Ｄ画像データを得ることができる。

画像再構成方法は、公知のムービングベッド撮像法における画像再構成方法と同様である。その概念を簡単に説明する。例えば、図１１（ａ）に示すように、被検体1101の体軸に平行な面を撮像断面とし、ベッド1102即ち被検体の移動方向(図中の矢印の方向)に平行な方向を読み出し方向Ｇｒとして連続して撮像を行なう。ここで、点Ｐを起点（０）としてベッド1102が矢印方向に移動するとき、撮像視野（ＦＯＶ）1103は被検体1101に対し相対的に移動し、その移動速度はベッドの移動速度と一致する。このような撮像によって得られるエコー信号を読み出し方向にフーリエ変換すると、図１１（ｂ）に示すように、そのデータ（ky-x空間データ）は読み出し方向（ｘ方向）にずれたものとなるが、最終的に、ky-x空間を埋めるデータとなる。従ってky-x空間を埋めたデータを位相エンコード方向にフーリエ変換することにより、ｘ方向の長さ全体に亘る画像を得ることができる。

ムービングベッド撮像法では、ＣＯＲ断面やＴＲＳ断面が典型的には利用され、ベッドの移動方向は、ＴＲＳ断面ではスライス方向になり、ＣＯＲ断面では読み出し傾斜磁場方向になる。本発明ではいずれの方法を採用してもよいし、またこれら公知の方法に限定されるものでもない。

なお図４では、グラディエントエコー系のシーケンスを示したが、その他の撮像シーケンスを採用することも可能である。例えば、拡張強調撮像としてＥＰＩをベースとしたＤＷＩ（Diffusion Weighted Imaging）シーケンスを採用したり、冠動脈撮像や汎用Ｔ2画像用にＦＳＥ（Fast Spin Echo）を採用したりすることができる。また３Ｄシーケンスのみならず、２Ｄシーケンス、マルチスライスシーケンスであってもよく、更にラディアルスキャンであってもよい。

次に上記構成におけるＭＲＩ装置の動作について説明する。
本実施の形態のＭＲＩ装置は、同期撮像の制御に特徴があるが、まず非同期撮像の場合の動作を説明する。非同期撮像の制御は従来のムービングベッド撮像法と同様であり、ベッドの移動方向に沿った広い撮像範囲を撮像するのに要する時間を算出し、この撮像時間からベッドの移動速度Ｖbを決定する。すなわちベッドの移動速度Ｖbは、ほぼ全撮像範囲の長さを撮像時間で割った速度に設定される。撮像時間は、撮像シーケンスが決まると、そのＴＲ、エンコード数、ＦＯＶ数から自動的に決まる。撮像中、同じ撮像シーケンスが連続して実行されるとすると、ベッド移動速度Ｖbと被検体における撮像視野位置の移動速度Ｖfは一致し、図１２に示すようになる。図１２の上側に示すグラフは、横軸は時間、縦軸は位置を表し、２本の線はそれぞれ撮像時間におけるベッド位置の変化、撮像視野位置の変化を表している。また中央の折れ線は、撮像時間内の撮像の進行の様子をエンコード量の変化として模式的に表しており、撮像パルスシーケンスが２Ｄシーケンスであるとすると、細かい折れ線は１エンコードステップを示し、間隔の広い折れ線は１視野分の位相エンコード方向のエンコード量の変化を示している。また撮像パルスシーケンスが３Ｄシーケンスであるとすると、細かい折れ線は１スライスエンコードステップを示し、間隔の広い折れ線は１視野分のスライスエンコード方向のエンコード量の変化を示している。また図１２の下側には、視野1103と被検体1101との関係を示している。この非同期撮像では、静磁場中心に対する視野1103の位置は変化しない。

次に、同期撮像の場合の動作を説明する。図５は、同期撮像の場合の制御のフローを示す図である。

まず同期撮像であることが選択されると（ステップ501）、該当する撮像部位について、同期撮像ではない場合（非同期撮像の場合）の撮像速度に対する同期撮像の撮像速度の比率を設定する（ステップ502）。非同期撮像の撮像時間は、撮像シーケンスが決まると、そのＴＲ、エンコード数、ＦＯＶ数から自動的に決まるので、それに対し、同期撮像時間がどの程度長くなるか、即ち撮像速度をどの程度落とすかを設定する。このような速度の比率Ｒは、撮像の開始に先立って生体同期信号を一定時間受信し、そのオンオフ信号から自動的に算出するようにしてもよいし、該当する撮像部位の同期撮像の平均的な撮像時間或いは同期と非同期との比率の経験的な値をユーザーが手動で入力するようにしてもよい。例えば、脈波ゲート撮像では、撮像速度を25％落として撮像するとすると、1/4（＝25％）を設定する。また心臓冠動脈撮像が、非同期撮像の撮像時間Ｔ0が60秒で、心電と呼吸の二重同期撮像の撮像時間Ｔgが200秒である場合、60/200を設定する。

こうして比率Ｒが設定されると、それに基きベッド移動速度Ｖb及び被検体座標系における撮像領域（撮像視野）の移動速度Ｖfを決定する（ステップ503）。通常（非同期）のムービングベッド撮像法におけるベッドの移動速度Ｖb及び撮像領域の移動速度Ｖfは、Ｖb＝Ｖfであって、撮像シーケンスの繰り返し時間ＴＲの間にエコー信号が読み出し方向にずれるずれ量をΔｘとすると、Ｖb＝Ｖf＝Δｘ÷ＴＲである。

これに対し、同期撮像の場合には、非同期のときのベッド移動速度Ｖ0としたとき、ベッド移動速度Ｖbが
Ｖb＝Ｖ0×Ｒ （例えばＲ＝Ｔ0/Ｔg）
となるように設定する。即ち、非同期撮像の撮像時間Ｔ0が60秒で、同期撮像の撮像時間Ｔgが200秒である前掲の例では、非同期撮像時のベッドの移動速度が1cm/秒であるとすると、同期撮像時にはベッドの移動速度を0.3（≒1cm/秒×60/200）に落として撮像する。

また撮像領域の移動速度Ｖf（＝Δｘ÷ＴＲ）は、撮像速度と同じにしなければならないので
Ｖf＝Ｖ0
とする。これによりベッドの移動より撮像領域の移動が先行することになり、撮像領域の中心が静磁場中心からずれることになる。このずれを解消するために、ベッドの移動速度との差に相当する速度で装置座標系における撮像視野（ＦＯＶ）をベッドの移動方向とは逆向きに移動させながら、撮像を行なう（ステップ504）。撮像視野の移動は、後述するが、例えば照射周波数をシフトさせることにより実現できる。このように、撮像中は装置座標系及び被検体座標系の双方で、撮像視野位置が時々刻々と変化する。

また生体同期でゲート信号がオフの間は、撮像を中断する（ステップ505）。この撮像中断の間にもベッドは移動し続けるので、次にゲート信号がオンになると、被検体座標系における撮像視野位置が、撮像が中断したときの撮像視野位置と同じ位置となるように装置座標系におけるＦＯＶを制御し、エコー信号の取得を開始する（ステップ506）。このような撮像視野位置の制御は、上述した撮像中の視野位置の移動と同様に、装置座標系における視野位置を制御することにより実現できる。例えばスライス方向については、スライス傾斜磁場と励起ＲＦパルスの周波数を制御することにより、装置座標系における視野位置を制御できる。これにより被検体座標系においては、撮像のオンオフに拘わらず連続した視野位置で撮像を行なうことができる。

以下、撮像視野位置の移動を実現するための照射周波数の制御について説明する。
前述のＶb、Ｖf、Ｖ0を使って撮像視野位置の移動速度とベッドの移動速度の差を計算する。移動速度の差をＶshiftとすると、
Ｖshift＝Ｖf−Ｖb＝Ｖ0（１−Ｒ）
で表される。今、撮像開始時間をｔ＝０とし、ｔ＝ｔ1までは連続的に撮像を行い、ｔ＝ｔ1からｔ＝ｔ2まで、ゲート信号（同期信号）がくるまで撮像を中断し、ｔ＝ｔ2でゲート信号を捕らえ撮像を再開すると想定する。このとき、撮像視野位置が撮像初期からずれるズレ量を装置座標系で計算する。ズレ量をΔＸ(ｔ)とすると、
０＜ｔ＜ｔ1では、
ΔＸ(t)＝ｔ・Ｖshift＝ｔ・Ｖ0（１−Ｒ）
となる。
ｔ1＜ｔ＜ｔ2では、撮像は行わないので、撮像視野位置、従ってΔＸ(t)は定義されず、
ｔ1＜ｔ＜ｔ2では、
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)
となる。

スライス傾斜磁場強度Ｇsに対して所望の照射周波数ｆは時々刻々と変化する撮像視野位置に応じて変化する。変化量をΔf(t)とすると、
Δf(t)＝γＧs・ΔＸ(t)
（式中、γは磁気回転比である）
なので、
０＜ｔ＜ｔ1では、
Δf(t)＝γＧs{ｔ・Ｖ0（１−Ｒ）}
ｔ1＜ｔ＜ｔ2では、
Δf(t)＝γＧs{（ｔ1+ｔ−ｔ2）Ｖ0（１−Ｒ）−Ｖ0Ｒ(ｔ2−ｔ1)}
となる。

またゲート信号がオフの時間（ｔ1＜ｔ＜ｔ2）では、その間のベッド移動量をΔｘbとすると、スライス傾斜磁場強度Ｇsに対して所望の照射周波数ｆは、ゲート信号オフの直前の周波数に対して次式で与えられるΔｆだけずらすことになる。
Δｆ＝γＧs・Δｘb

このような撮像における撮像視野、ベッド及び被検体の位置関係を図６に示す。図中、縦方向の矢印は静磁場中心を通る静磁場方向を示し、ベッド605はそれと直交する方向に移動するものとする。撮像開始の時点ｔ1においてＦＯＶ601の中心は静磁場中心と一致し、被検体601の所定の点Ｐとも一致しているとする。撮像が進行した時点ｔ2では、ベッド605は移動速度Ｖbで移動し、その移動量はΔｘ1となる。ベッド605の移動速度Ｖbと撮像視野の移動速度Ｖfが同じであれば、静磁場中心に対するＦＯＶの位置は変化せず、時点ｔ2においてＦＯＶは点線で示す位置602'となるが、本実施の形態では、Ｖf＞Ｖbであるので、実線で示す位置602に移動する。即ち、ＶbとＶfとの差で決まるα分オフセンターとなる。次に、この時点ｔ2で撮像がオフとなり時点ｔ3で再開されたとすると、撮像オフの期間にもベッド605は等速で移動し続けるので、撮像を再開した時点ｔ3では被検体601も移動する。ここで撮像を時点ｔ2の視野位置602と同じ視野位置603’で再開すると、この間のベッドの移動量Δｘ2に相当する分のデータが欠損することになる。そこで装置座標系における視野位置を実線で示す位置603に移動し、被検体601における撮像視野が時点ｔ2と同じになるように制御する。即ち視野602における点Ｐの位置と、視野603における点Ｐの位置が一致する。

全撮像における撮像視野位置（被検体座標系における位置）とベッド位置との関係を図７に示す。図中、縦軸はベッド移動方向の位置、横軸は時間であり、ベッド位置を点線で、また同期の場合の撮像視野位置を実線で、非同期撮像の場合の撮像視野位置を一点鎖線でそれぞれ表している。非同期の場合の撮像視野位置を示す一点鎖線と、同期の場合の撮像視野位置を示す実線の傾斜部分は、平行である。すなわち、いずれの場合も撮像速度は同じである。また（ａ）は生体同期ゲート信号、（ｂ）は撮像に伴うエンコード量の変化を模式的に示し、例えば２Ｄシーケンスの場合、細かい折れ線は１エンコードステップ、間隔の大きい折れ線は１視野の撮像毎の位相エンコード方向のエンコード量の変化を示している。なお、ここではエンコード量として位相エンコード方向のエンコード量のみを示しているが、図４に示すような３Ｄ撮像の場合には、細かい折れ線は１スライスエンコードステップ、間隔の大きい折れ線は１視野の撮像毎のスライスエンコード方向のエンコード量の変化を示す。

図示するように、ベッド移動速度は一定であるのでベッド位置はリニアに変化するが、撮像時における撮像視野位置の移動速度はベッド移動速度より速いので、ゲート信号がオフとなった時点では、その撮像の間の視野移動量（Δｘ）よりもベッド位置の移動量は少ないが、ゲート信号によって撮像がオフとなっている間にもベッドは連続して移動する。一方、被検体座標系における撮像視野位置は、ゲート信号がオフとなったときに固定されるので、信号取得しない時間があっても得られるエコー信号はベッドを連続的に移動して取得した信号と等価な信号となる。またこの間に両者の位置ずれは縮小し、撮像のオンオフに拘わらず、ベッド位置と撮像視野位置はほぼ一致して進行する。撮像の途中のわずかなベッド位置と撮像視野位置のずれは、静磁場中心に対する撮像視野のわずかなずれに該当し、無視することができる。

このような撮像によって得られるエコー信号を読み出し方向にフーリエ変換したハイブリッドデータ（ky-x空間データ）を、図１１（ｂ）に示したように、さらに位相エンコード方向にフーリエ変換することにより、被検体の広い撮像領域全体に亘る画像を得ることができる。なお画像再構成は、撮像が終了した後にしてもよいが、ky方向にハイブリッドデータのデータが揃った時点でky方向にフーリエ変換を行い、撮像途中の画像を順次再構成し、必要に応じて表示させるようにしてもよい。

このように本実施の形態では、ベッドの移動速度を、実効的な撮像速度に合わせることにより、同期計測で信号を取得しない時間があっても、装置座標系における視野位置をほぼ一定の状態として、ベッドを連続的に移動して取得した信号と等価なエコー信号を取得することができる。したがって連続的なベッド移動中の断続的な撮像に起因するアーチファクトが発生しない同期撮像画像を得ることができる。

本実施の形態が適用される撮像方法としては、例えば、心電同期或いはそれと呼吸動との二重同期による心臓撮像（短軸像、長軸像、４腔像、冠動脈像）、肝臓の非息止め撮像、腎動脈、冠動脈、大動脈などの脈波同期撮像、大動脈などの心電同期血流計測が挙げられる。

なお、本実施の形態では、呼吸動モニターとして外部体動センサーを設ける場合を説明したが、体動モニターとしてナビゲーターエコーを発生、取得するためのシーケンス（ナビゲーターシーケンス）を実行してもよい。ナビゲーターシーケンスでは、着目部位（例えば横隔膜など）を高周波磁場及び選択傾斜磁場を用いて局所的に励起し、この局所的の励起領域から位相エンコード傾斜磁場を付加しないエコー（ナビゲーターエコー）を取得する。このようなナビゲーターシーケンスは、例えば、撮像シーケンスの選択に合わせて、撮像シーケンスと組み合わせた所定のシーケンスとして制御部111の制御のもとで実行される。ナビゲーターシーケンスの実行により、図３（ｅ）に示すような被検体位置を示す情報が得られ、同期撮像に必要なゲート信号（ｆ）を生成することができる。

このようにナビゲーターエコーを用いた場合には、図１の生体モニター機器115の機能はMRI信号検出部106と信号処理部107で代行されるので、ハードウェアとしての独立した体動モニターは不要である。体動モニターに代えてナビゲーターエコーを用いる場合にも、心電計からの信号を用いた二重同期も可能である。

以上、本発明の第１の実施の形態として、同期撮像を実施する実施の形態を説明したが、本発明はベッドの移動速度と、被検体における視野位置移動速度とを別個に制御することを特徴とするものであり、生体同期撮像か否かに拘わらず適用でき、これにより多様な撮像を可能にする。以下、本発明の他の実施の形態を説明する。

図８は、第２の実施本実施の形態を示す図であり、図７と同様にベッド位置を点線で、撮像視野位置を実線で示している。
本実施の形態でもベッドの移動速度を一定とするとともに全体の実効的撮像時間を考慮してその移動速度を決定することは、第１の実施の形態と同様である。しかし本実施の形態では、撮像自体は連続して行い、被検体座標系における撮像視野の移動速度を領域によって異ならせる。具体的には、通常は、被検体座標系における撮像視野の移動速度をベッドの移動速度より速くし、特定部分についてはベッドの移動速度より遅くして高空間分解能の画像を取得する。

即ち、図示するように、通常の撮像では位相エンコードを例えば−127〜128まで走査して１枚の画像分のデータを取得する（以下、全位相エンコード量の信号を計測する１視野分の撮像を１回の計測という）。このとき撮像視野の移動速度は、ベッドの移動速度より大きい。しかし高空間分解能の画像を取得する部分（図中３回目と４回目の計測）については、位相エンコードを例えば−255〜256まで走査して１枚の画像分のデータを得る。ここでは位相エンコード数が増加したことに伴い、撮像視野の移動速度が落ち（図の実施例では１／２となり）、ベッドの移動速度よりも遅くなる。１回の計測について装置座標系での撮像視野の移動距離は、高空間分解能撮像時もそれ以外の時も同じである。

ベッドの移動速度Ｖbは、通常撮像時の撮像視野の移動速度をＶf1、高空間分解能撮像時の移動速度をＶf2とすると、次式（１）、（２）で表される。
Ｖb＝［ベッドの移動距離］÷（ｒＴ1+（１−ｒ）Ｔ2） （１）
［ベッドの移動距離］＝Ｖf1×Ｔ1＋Ｖf2×Ｔ2 （２）
但し、Ｔ1は[高空間分解能撮像の計測回数]×[１回の計測時間(ＴＲ×位相エンコード数)]を表し、Ｔ2は[通常撮像の計測回数]×[１回の計測時間(ＴＲ×位相エンコード数)]を表す。ｒは、全計測回数に対する[高空間分解能撮像の計測回数]の比率である。

従って撮像シーケンスと、高空間分解能撮像及び通常撮像の撮像シーケンスと計測回数が決まれば、式（１）、（２）から自動的にＶbを求めることができる。逆に、撮影に先立ってベッドの移動速度と撮像視野位置をユーザーが設定し、それに応じて高空間分解能撮像の条件（位相エンコード量）を制御部111で設定することも可能である。

図１３に、本実施の形態による制御フローの一例を示す。まず高空間分解能撮像を含む撮像が選択されると（ステップ801）、全撮像領域において高空間分解能撮像を行う領域の指定を受け付ける（ステップ802）。被検体における領域の設定は、例えば、図１４に示すように、事前に撮影した被検体の全身の概略画像（スキャノグラム）1400を表示部108に表示させ、この画像上で第２の領域を高空間分解能撮像の領域1401として指定する。或いは例えば全撮像領域の端部からの距離や範囲を数値として入力して設定することも可能である。このとき高空間分解能撮像の条件なども設定するようにしてもよい。この設定により、全計測回数に対する高空間分解能撮像の計測回数の割合ｒが算出され、式（１）、（２）からベッドの移動速度Ｖbと、通常撮像および高空間分解能撮像における撮像視野の移動速度Ｖf1、Ｖf2が算出され、設定される（ステップ803）。撮像が開始すると（ステップ804）、通常撮像の場合には、被検体における視野位置の移動速度をベッドの移動速度よりも速くするとともに、その差に対応して装置におけるＦＯＶ位置を制御しながら撮像を行う（ステップ805）。また高空間分解能撮像領域の場合には、被検体における視野位置の移動速度をベッドの移動速度よりも遅くするとともに、その差に対応して、通常撮像の場合とは逆の方向に、装置におけるＦＯＶ位置を制御しながら撮像を行う（ステップ806）。

なお高空間分解能撮像領域および低分解能撮像領域に達したことは、ステップ802で指定された第１および第２の領域の位置とベッドの移動速度とから自動的に判断することができる。また被検体上での撮像視野の位置については、例えばベッド（天板）に設けられているエンコーダーで検出したベッドの位置および移動量と、高周波パルスの送信周波数とスライス選択傾斜磁場との関係（Δｆ＝γＧs・Δｘb）から求められる撮像視野の移動量とから、撮像視野が所定の領域に達したことを知ることができる。

このように本実施の形態によれば、ムービングベッド撮像法において全体画像の一部を任意に高空間分解能化することができる。また、それによって撮像時間が延長するにも拘わらず磁場不均一の影響を抑制することができる。

なお上記説明では、撮像視野位置の移動速度を異ならせる領域として通常撮像領域（第１の領域）と高空間分解能領域（第２の領域）との２種の領域を設定したが、例えば低空間分解能領域、通常撮像領域、高空間分解能領域などのように３種或いはそれ以上の領域でそれぞれ撮像視野位置の移動速度を制御するようにしてもよい。

また上記実施の形態では、第２の領域を高空間分解領域とする場合を説明したが、第２の領域を、ナビゲーターエコーの収集を含む体動モニター付き撮像としてもよい。被検体の広い領域を撮像する場合、頭部や脚部では体動モニターの必要性は低いが、腹胸部（例えば図１４の領域1401）の撮像には体動モニターが有効である。体動モニターとしてナビゲーターエコーの収集を、画像再構成のための信号収集に加える場合には、ＴＲが延長し撮像時間が長くなるが、この領域の撮像を、上述した高空間分解能撮像領域の場合と同様に、被検体における視野位置の移動速度をベッドの移動速度よりも遅くするとともに、その差に対応して、通常撮像の場合とは逆の方向に、装置におけるＦＯＶ位置を制御する。これによりベッド移動速度を変えることなく、第２の領域のみで体動モニター付き撮像を実行することができる。このような体動モニター付き撮像は、前述した同期撮像と組み合わせて、すなわち体動モニターの結果を同期信号として用いてもよいし、ナビゲーターエコーを最終的な画像の位置補正に用いることも可能である。

さらに第２の実施の形態における第２の領域を高ＳＮ撮像としてもよい。高ＳＮ撮像を行う第２の領域では、例えば同一位相エンコードで取得する信号の加算回数を第１の領域より多くし、高ＳＮ化を図る。この場合は、図１３に示した領域を設定するステップ802で高ＳＮ撮像を行う領域と信号の加算回数（平均回数）を設定する。この設定により、全計測回数に対する高ＳＮ撮像の計測回数の割合ｒが算出され、式（１）、（２）からベッドの移動速度Ｖbと、通常撮像および高ＳＮ撮像における撮像視野の移動速度Ｖf1、Ｖf2が算出され、設定される。
こうして通常撮像の場合には、被検体における視野位置の移動速度をベッドの移動速度よりも速くするとともに、高ＳＮ撮像の場合には、被検体における視野位置の移動速度をベッドの移動速度よりも遅くし、ベッドの移動速度を変えることなく、部分的に（つまり詳しく観察したい部位について）高ＳＮ撮像を行うことができる。

図９は、第３の実施の形態を示す図である。本実施の形態でもベッドの移動速度を一定とするとともに撮像視野位置の移動速度を領域によって変動させることは、第２の実施の形態と同様である。但し、本実施の形態では、全ての撮像で位相エンコード数を一定とし、例えば、−127から128まで走査して１枚の画像を得るとともに、装置座標系における撮像視野の移動速度を領域によって変動するように制御する。即ち、例えば、第１回目、第２回目の計測では、ベッドの移動速度よりも速く撮像視野位置を移動させているが、第３回目及び第４回目の計測では、装置座標系での撮像領域の移動距離を１、２回目の計測の1/2とし、被検体座標系での撮像視野位置の速度を1/2に減速している。なお装置座標系における撮像領域の移動の制御は、第１の実施形態において説明したように、例えばスライス方向の傾斜磁場とＲＦパルスの周波数を制御することによって実現する。

本実施の形態による制御を実行させるためには、例えば、全撮像領域のうち、撮像視野位置を通常より遅い速度で移動させる領域を設定し、その領域の範囲と減速の割合から、全領域の撮像時間を算出し、これによりベッド移動速度を設定する。領域の設定は、第２の実施の形態と同様に、表示部に表示されたスキャノグラムを用いて指定したり数値入力する。撮像に際しては、まず通常の視野位置移動速度、すなわちベッドの移動速度より速い視野位置移動速度で撮像を行い、ベッドの移動により撮像領域が設定された領域に至ったならば、視野位置移動速度を設定された遅い速度に減速し、撮像を行う。この間、ベッドの移動速度および撮像速度は変更しない。ただし被検体における視野位置移動速度とベッド移動速度との差に応じて、装置座標系におけるＦＯＶを変更する。

本実施の形態は、一部の領域について撮像視野の移動速度を減速することにより、例えば造影剤注入により、腎臓や肝臓の実質が染まる様子をタイミングよく撮像するなど、タイミングが重要な撮像に好適である。

造影剤撮像に適用する場合には、例えば、ベッドの移動速度を、造影剤のベッドの移動方向における移動速度（以下、単に造影剤の移動速度という）の平均速度と同じ速度に設定するとともに、ベッドの移動速度と撮像領域における造影剤の移動速度との差に対応して被検体における視野位置の移動速度を制御し、ベッドの移動速度のほうが速い場合には、ベッドと逆方向に視野位置を移動し、ベッドの移動速度のほうが遅い場合には、ベッドと同方向に視野位置を移動する。これにより被検体に対する撮像視野の移動速度を造影剤の移動速度とほぼ一致させることができ、造影剤の移動速度に追従した撮像を行うことができる。

図１０は、第４の実施の形態を示す図である。本実施の形態でも、撮像に先立って撮像視野位置の移動速度を異ならせる被検体領域を予め設定しておくこと、またベッドの移動速度を一定とするとともに撮像視野位置の移動速度を領域によって変動させることは、第２、第３の実施の形態と同様である。但し、本実施の形態では、全ての撮像で位相エンコード数を一定とし、１計測中のスライス数を増加することにより、撮像視野位置の移動速度を減速する。

具体的には、例えば、第１回目、第２回目の計測では、ベッドの移動速度よりも速く撮像視野位置を移動させて、１回の計測で１枚のスライス画像を得ているが、第３回目と第４回目の計測では、同じＴＲでスライス数を２枚にしている。従って図示するように位相エンコード（−127〜128の走査）を表す線の傾きが第１回目、第２回目の1/2になっている。１計測中の装置座標系における撮像領域の移動距離は、全計測で同じである。

この実施形態でも、スライス数を増加させたことにより撮像時間が延長するが、撮像視野位置の移動速度に対するベッド移動速度を異ならせると共に装置座標系における撮像視野位置を適切に制御することにより、撮像時間の延長に拘わらず静磁場不均一の影響を最小限に抑制することができる。

以上、第２〜第４の実施の形態を説明したが、これら実施の形態はここで説明した減速の仕方やスライス数に限定されるものではなく、ベッド移動速度と撮像視野移動速度を異ならせることによって生まれる時間的余裕は種々の活用が可能である。例えば、ＴＲを延長して、延長する撮像時間に充てることもできる。この場合は、図１０の第３回、第４回の計測で、１エンコードステップの幅（細かい折れ線の間隔）が広がる以外は、第４の実施の形態と同様にして本発明を適用できる。

次に本発明の第５の実施の形態について説明する。この実施の形態は、図１５（a）に示すように、被検体の体の一部がベッドの移動方向に対し傾いているような場合に適用される。

本実施の形態では、図１５（a）に示す例で、頭部1501、体幹部1502は、ベッドに垂直な断面（0）で撮像を行う。撮像が大腿部1503（図中Ａ点）に至ったとき、撮像断面は大腿部の屈曲に合わせて角度θ1だけ傾いた撮像断面（ＦＯＶ1）とする。また撮像が膝関節1504（図中Ｂ点）に至ったとき、撮像断面は下肢遠位部の屈曲に合わせて角度θ2だけ傾いた撮像断面（ＦＯＶ2）とする。ここでベッドの移動速度を一定とし、各撮像断面（ＦＯＶ1、ＦＯＶ2）の断面方向の移動速度をベッド移動速度に合わせるためには、ベッド移動速度を仮にｖ0としたとき、ＦＯＶ1、ＦＯＶ2のベッドに沿った移動速度（ベッドと逆向きの速度）ｖ1、ｖ2を、
ｖ1＝ｖ0・cosθ1
ｖ2＝ｖ0・cosθ2
とすることが望ましい。

そこで具体的には、ベッド移動速度Ｖbを、ｖ0、ｖ1、ｖ2の平均的な値に設定し、設定されたベッドの移動速度Ｖbと撮像断面の移動速度ｖ0、ｖ1、ｖ2との速度差に応じて、撮像断面を微調整しつつ連続的に撮像を行う（同図（b））。こうしてベッド移動逆方向の撮像断面（撮像視野）の移動速度が、撮像断面の傾き（オブリーク）によって変わる場合にも本発明を適用することができる。

さらに第２〜第５の実施の形態は、撮像領域に応じて適宜組合わせることも可能である。さらに第２〜第５の実施の形態では、ベッドの移動速度に対し撮像視野移動速度が速い場合と遅い場合とを組合わせた場合を説明したが、一方のみ（例えばＶb＜Ｖf）を実行することも可能である。すなわち上述した実施の形態では、最終的なベッドの移動量と被検体における視野移動量とが一致する場合を説明しているが、ＶbとＶfとの速度差により生じる静磁場中心からの視野のずれが画像に与える影響を無視できる範囲であればよい。

また本発明は、ベッドの移動速度を一定として視野移動量を撮像のオンオフや撮像領域に応じて変化させる場合に最も有効であるが、ベッドの移動速度が一定の場合に限定されるものではない。例えば、全撮像領域を２回に分けて撮像するような場合、すなわち撮像の途中でベッドの停止を伴うような場合であっても、また撮像の途中でベッドの移動速度が変化する期間が含まれるような場合であっても、本発明を適用することが可能であり、上述した視野移動と別個に制御する効果を得ることができる。またベッドの移動速度を複数段階で切り換えて変化させる場合には、各段階の速度において本発明を適用できる。またベッド移動速度を連続的に変更しながら撮像視野を移動してもよい。

また本発明による撮像を実行する場合、全撮像の間、撮像視野のサイズは一定としておいてもよいし、撮像視野サイズを変更させながら撮像視野を移動させてもよい。例えば体躯部は視野サイズを大きくして被検体に対する撮像視野の移動速度を速くし、下肢部は視野サイズを小さくして被検体に対する撮像視野の移動速度を遅くする。

さらに本発明のＭＲＩ装置は、ベッド位置及び撮像視野位置を時間軸にプロットしたグラフ（図７〜図１０）を入出力部（ユーザーインターフェイス）に表示してもよい。これによりユーザーが必要な撮像条件を入力したり確認したりでき、本発明を実行する場合の操作性をよくすることができる。

本発明によれば、ベッドを連続的に移動させながら装置の撮像視野より広い領域を撮像する際に、ベッドの移動速度と独立して被検体における撮像視野の移動速度を制御することにより、ベッド移動速度の変動による被検者の負担を軽減し、かつ広い領域の部分によって異なる様々な撮像条件や要請に対応した撮像を行うことができる。

本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概要を示す図 信号検出部及び信号処理部の詳細を示す図 二重同期撮像を説明する図 本発明のＭＲＩ装置が採用する撮像シーケンスの一例を示す図 第１の実施の形態によるムービングベッド撮像の動作の一例を示すフロー図 撮像視野、ベッド及び被検体の位置関係を示す図 第１の実施の形態における撮像視野とベッドとの位置関係を示す図 第２の実施の形態における撮像視野とベッドとの位置関係を示す図 第３の実施の形態における撮像視野とベッドとの位置関係を示す図 第４の実施の形態における撮像視野とベッドとの位置関係を示す図 ムービングベッド撮像法を説明する図 非同期撮像における撮像視野とベッドとの位置関係を示す図 第２の実施の形態によるムービングベッド撮像の動作の一例を示すフロー図 本発明の各実施の形態における撮像領域又は撮像期間の設定を説明する図 本発明の第５の実施の形態を説明する図

符号の説明

101・・・被検体、102・・・静磁場磁石、103・・・傾斜磁場コイル、104・・・ＲＦコイル、105・・・ＲＦプローブ、106・・・信号検出部、107・・・信号処理部、111・・・制御部、112・・・ベッド(搬送手段)、114・・・ベッド制御部、115・・・モニター機器

Claims (30)

1. 所望の撮像視野を有する核磁気共鳴撮像装置の静磁場空間中を、被検体を搭載する搬送手段を移動させながら前記撮像視野より広い被検体の撮像範囲を撮像する核磁気共鳴撮像装置の撮像制御方法において、
   前記被検体の撮像範囲が、前記撮像空間中を通過するように、前記搬送手段を移動させるステップと、
   前記搬送手段の移動中の少なくとも一部の期間において、前記被検体から得られる情報に応答して前記静磁場空間に対して前記撮像視野中心の位置を相対移動させるステップと、
   前記搬送手段の移動中に、前記被検体から核磁気共鳴信号を収集するように撮像パルスシーケンスを実行するステップと、
   前記核磁気共鳴信号を用いて前記被検体の広い撮像範囲の画像を再構成するステップと、
   を備えたことを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
2. 請求項１記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、
   前記撮像視野を相対移動させるステップでは、
   前記被検体から得られる情報が、該被検体から検出される生体情報であり、
   被検体に対する撮像視野の移動速度が、前記生体情報に応答して、前記撮像範囲の撮像中の第一の期間と第二の期間とで互いに異なるように制御されることを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
3. 請求項２記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、
   前記撮像視野を相対移動させるステップでは、
   前記相対移動の方向が、前記第一の期間と前記第二の期間とで互いに異なるように制御されることを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
4. 請求項１記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、
   前記撮像パルスシーケンスを実行するステップより前に、前記撮像範囲内に第一の領域と第二の領域との設定が行われるステップを有し、
   前記撮像視野を相対移動させるステップでは、
   前記撮像視野の前記被検体上での位置情報を取得するステップを有し、
   前記被検体から得られる情報が、前記撮像視野の前記各領域への到達を表す情報であり、
   被検体に対する撮像視野の移動速度が、前記到達を表す情報に応答して、前記第一の領域と前記第二の領域とで互いに異なるように制御されることを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
5. 請求項４記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、前記撮像視野を相対移動させるステップでは、
   前記相対移動の方向が、前記第一の領域と前記第二の領域とで互いに異なるように制御されることを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
6. 請求項２記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、前記核磁気共鳴信号を収集するステップでは、
   前記撮像範囲の少なくとも一部の撮像が前記生体情報を用いた同期撮像を含み、
   前記第一の期間では前記生体情報に応答して撮像が実行され、前記第二の期間では前記生体情報に応答して撮像が中断され、
   前記相対移動の方向は、前記第一の期間では前記被検体の移動方向と逆方向に、前記第二の期間では前記被検体の移動方向と同方向にされることを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
7. 請求項６記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、
   前記撮像パルスシーケンスを実行するステップでは、心電計、脈波計および体動モニターの少なくとも一つから取得された生体信号から前記生体情報が取得され、
   前記搬送手段を移動させるステップでは、前記搬送手段の移動速度は、前記第一の期間と前記第二の期間とを含む全撮像時間と前記撮像範囲を撮像するために前記搬送手段が移動する距離とから決定され、
   前記撮像視野を相対移動させるステップでは、
   前記第一の期間における前記被検体に対する撮像視野の移動速度は、前記同期撮像が無い場合の全撮像時間と前記撮像範囲を撮像するために前記搬送手段が移動する距離とから決定されて、前記中断となった時点での撮像視野の位置から撮像が実行され、
   前記第二の期間における前記被検体に対する撮像視野の移動速度はゼロにされて、前記被検体に対する撮像視野の位置が移動されないことを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
8. 請求項４記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、
   前記撮像パルスシーケンスを実行するステップでは、前記第二の領域の撮像は、被検体画像を再構成するのに必要な核磁気共鳴信号の収集と、被検体の体動を検出するために必要な核磁気共鳴信号の収集とを含み、
   前記撮像視野を相対移動させるステップでは、前記被検体に対する撮像視野の移動速度が、前記第一の領域よりも前記第二の領域の方が遅くなるように制御されることを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
9. 請求項４記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、
   前記各領域の設定ステップでは、前記第一の領域と前記第二の領域とで異なる撮像条件の設定が行われ、
   前記撮像視野を相対移動させるステップでは、前記被検体に対する撮像視野の移動速度が、前記各撮像条件に対応して、前記第一の領域と前記第二の領域とで互いに異なるように制御されることを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
10. 請求項９記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、
    前記各領域の設定ステップでは、前記第二の領域が前記第一の領域よりも高空間分解能となるように前記撮像条件が設定され、
    前記撮像視野を相対移動させるステップでは、前記被検体に対する撮像視野の移動速度が、前記第一の領域よりも前記第二の領域の方が遅くなるように制御されることを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
11. 請求項１０記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、
    前記各領域の設定ステップでは、前記第二の領域の撮像条件が前記第一の領域の撮像条件よりも、スライス数と位相エンコード数とスライスエンコード数のうちの少なくとも一つを増やして設定されることを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
12. 請求項９記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、
    前記各領域の設定ステップでは、前記第二の領域が前記第一の領域よりも高SNとなるように前記撮像条件が設定され、
    前記撮像視野を相対移動させるステップでは、前記被検体に対する撮像視野の移動速度が、前記第一の領域よりも前記第二の領域の方が遅くなるように制御されることを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
13. 請求項１２記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、
    前記各領域の設定ステップでは、前記第二の領域の撮像条件が前記第一の領域の撮像条件よりも、前記核磁気共鳴信号の平均回数を増やして設定されることを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
14. 請求項９記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、
    前記各領域の設定ステップでは、前記第一の領域における前記撮像視野のサイズと前記第二の領域における前記撮像視野のサイズとが互いに異なるように前記撮像条件が設定されることを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
15. 請求項４記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、
    前記撮像パルスシーケンスを実行するステップは、造影剤を用いた撮像を含み、
    前記各領域の設定ステップでは、前記第一の領域と該第一の領域よりも前記造影剤の移動速度の遅い領域に前記第二の領域とが設定され、
    前記撮像視野を相対移動させるステップでは、前記被検体に対する撮像視野の移動速度が、前記第一の領域よりも前記第二の領域の方が遅くなるように制御されることを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
16. 請求項１５記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、
    前記搬送手段の移動速度を、前記撮像領域全体における前記造影剤のベッドの移動方向における移動速度の平均流速に設定し、
    前記撮像視野を相対移動させるステップでは、前記被検体に対する撮像視野の移動速度が前記造影剤の移動速度と一致するように、前記第一の領域において前記被検体に対する撮像視野の移動方向が該被検体の移動方向と逆方向にされ、前記第二の領域において前記被検体に対する撮像視野の移動方向が該被検体の移動方向と同方向にされることを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
17. 請求項４記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、
    前記各領域の設定ステップでは、前記第一の領域と該第一の領域よりも前記被検体の体軸方向と前記被検体の移動方向とのなす角が大きい領域に前記第二の領域が設定され、
    前記撮像視野を相対移動させるステップでは、前記被検体に対する撮像視野の該被検体の移動方向への移動速度が、前記第一の領域よりも前記第二の領域の方が遅くなるように制御されることを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
18. 請求項１７記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、
    前記撮像視野を相対移動させるステップでは、前記撮像視野が前記体軸方向に沿って移動され、
    前記撮像視野の前記体軸方向への移動速度が、前記第一の領域と前記第二の領域とで略同一にされることを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
19. 請求項１記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、
    前記撮像パルスシーケンスを実行するステップでは、前記撮像視野を励起するための高周波磁場が印加され、
    前記撮像視野を相対移動させるステップでは、前記高周波磁場の周波数を制御して前記撮像視野の相対移動を制御することを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
20. 請求項１記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、
    前記搬送手段を移動させるステップでは、前記搬送手段の移動速度が、前記撮像範囲の撮像の間、一定とされることを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
21. 請求項２記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、
    前記搬送手段を移動させるステップでは、前記搬送手段の移動速度が、前記第一の期間と前記第二の期間とで、互いに異なるように制御されることを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
22. 請求項１記載の核磁気共鳴撮像制御方法において、
    前記画像再構成ステップでは、前記撮像範囲の撮像中の少なくとも一部の期間において、それまでに取得された前記核磁気共鳴信号に基づいて前記撮像範囲の一部の画像を再構成することを特徴とする核磁気共鳴撮像制御方法。
23. 所望の撮像視野を含む静磁場空間内で被検体を搬送する搬送手段と、前記被検体から情報を取得する手段と、前記被検体に高周波磁場及び傾斜磁場を印加する各磁場印加手段と、前記搬送手段と磁場印加手段を制御する制御手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信し画像を構成する信号処理手段とを備え、前記搬送手段により前記被検体を移動させながら前記核磁気共鳴信号を取得して前記撮像視野より広い撮像範囲の画像を取得する核磁気共鳴撮像装置において、
    前記制御手段は、前記被検体の移動中の少なくとも一部の期間において、前記被検体から情報に応答して、前記静磁場空間に対して前記撮像視野中心の位置を相対移動させるように前記磁場印加手段を制御することを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
24. 請求項２３記載の核磁気共鳴撮像共置において、
    前記被検体から情報を取得する手段は、前記被検体から生体情報を取得し、
    前記制御手段は、被検体に対する撮像視野の移動速度が、前記生体情報に応答して、前記撮像範囲の撮像中の第一の期間と第二の期間とで互いに異なるように前記磁場印加手段を制御することを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
25. 請求項２３記載の核磁気共鳴撮像共置において、
    前記被検体から情報を取得する手段は、前記被検体上での前記撮像視野の位置情報を取得して、予め設定された前記撮像範囲内の第一の領域と第二の領域への前記撮像視野の到達を表す情報を求め、
    前記制御手段は、被検体に対する撮像視野の移動速度が、前記到達を表す情報に応答して、前記第一の領域と前記第二の領域とで互いに異なるように前記磁場印加手段を制御することを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
26. 請求項２４記載の核磁気共鳴撮像共置において、
    前記被検体から情報を取得する手段は、心電計、脈波計および体動モニターの少なくとも一つから前記生体情報を取得し、
    前記制御手段は、前記第一の期間では前記生体情報に応答して撮像を実行し、前記第二の期間では前記生体情報に応答して撮像を中断するように前記磁場印加手段を制御することを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
27. 請求項２５記載の核磁気共鳴撮像共置において、
    前記被検体から情報を取得する手段は、前記撮像視野の位置を取得する手段として前記搬送手段に備えられたエンコーダーを含み、前記エンコーダーからの情報と前記高周波磁場の周波数とから前記被検体上での撮像視野の位置情報を取得することを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
28. 請求項２３記載の核磁気共鳴撮像装置において、
    前記制御手段は、撮像中に、前記被検体に対し撮像視野を相対移動させる制御を行なうことを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
29. 請求項２３記載の核磁気共鳴撮像装置において、
    前記制御手段は、撮像中に、前記被検体に対する撮像視野の位置を変化させる制御を行なうことを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
30. 請求項２３記載の核磁気共鳴撮像装置において、
    前記制御手段は、撮像中に、前記静磁場空間に対する搬送手段の移動速度より、前記被検体に対する撮像視野の移動速度を速くする制御を行なうことを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。

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