JP5477948B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明は、体動を補正するための磁気共鳴イメージング装置に関する。

患者の呼吸による体動アーチファクトを低減するために、患者に息止めを指示し、患者が息止めをしている間に撮影を行う場合がある。しかし、この方法では、息止めが困難な患者に対しては十分に体動アーチファクトを低減することができない。そこで、呼吸同期法によって撮影を行う方法が知られている（特許文献１参照）。

特開2009-034485号公報

特許文献１の方法では、体動アーチファクトを低減するために、呼吸が安定しているときにデータを収集している。したがって、呼吸が安定している間にデータを収集した後、再び呼吸が安定するまではデータを収集することができず、撮影時間が長くなるという課題があり、この課題を解決することが望まれている。

本発明の第１の磁気共鳴イメージング装置は、
位相エンコード方向に勾配磁場を印加し、被検体の体動に伴って変形する撮影部位をスキャンして、前記撮影部位の画像を得る磁気共鳴イメージング装置であって、
所定の状態に変形したときの前記撮影部位の画像をｎ（ｎ＝１〜Ｎの整数）回目の位相エンコードにおける前記撮影部位の画像に変換するための行列の逆行列を算出し、算出した前記逆行列の要素と、前記撮影部位から収集されたｋ空間のデータとに基づいて、前記所定の状態に変形したときの前記撮影部位の画像を求める手段を有している。
また、本発明の第２の磁気共鳴イメージング装置は、
位相エンコード方向に勾配磁場を印加し、被検体の体動に伴って変形する撮影部位をスキャンして、前記撮影部位の画像を得る磁気共鳴イメージング装置であって、
ｎ（ｎ＝１〜Ｎの整数）回目の位相エンコードにおける前記撮影部位の画像を、所定の状態に変形したときの前記撮影部位の画像に変換するための行列を算出し、算出した前記行列の要素と、前記撮影部位から収集されたｋ空間のデータとに基づいて、前記所定の状態に変形したときの前記撮影部位の画像を求める手段を有している。

課題を解決するための手段に記載された発明によれば、撮影時間の短縮を図ることが可能となる。

本発明の一形態の磁気共鳴イメージング装置１を示す図である。 受信コイル４が取り付けられた位置を説明する図である。 被検体１３からｋ空間のデータを収集するために使用されるイメージングシーケンスの一例を示す図である。 ナビゲータシーケンスＮＡＶｐおよびイメージングシーケンスＰＳをどのように実行するかについて説明する図である。 撮影部位がどのように変形するかを説明する図である。 撮影部位の画像として実際に求めたい画像と、ｎ回目の位相エンコードにおける撮影部位の画像とを示す図である。 ＭＲＩ装置１の処理フローの一例を示す図である。 オペレータ１２が設定したスライスＫ１〜Ｋｎを示す図である。 体動補正された画像を得るまでの手順を示す図である。

以下、発明の実施するための形態について説明するが、発明を実施するための形態は、以下の形態に限定されることはない。

図１は、本発明の一形態の磁気共鳴イメージング装置１を示す図である。
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging））装置１は、磁場発生装置２と、テーブル３と、受信コイル４などを有している。

磁場発生装置２は、被検体１３が収容されるボア２１と、超伝導コイル２２と、勾配コイル２３と、送信コイル２４とを有している。超伝導コイル２２は静磁場Ｂ0を印加し、勾配コイル２３は、周波数エンコード方向、位相エンコード方向、およびスライス選択方向に勾配磁場を印加する。また、送信コイル２４はＲＦパルスを送信する。尚、本形態では、超伝導コイル２２が用いられているが、超伝導コイル２２の代わりに、永久磁石を用いてもよい。

テーブル３は、被検体１３を搬送するためのクレードル３１を有している。クレードル３１によって、被検体１３はボア２１に搬送される。

受信コイル４は、被検体１３に取り付けられている。
図２は、受信コイル４が取り付けられた位置を説明する図である。
本形態における撮影部位は、肝臓１３ａとその周辺部位である。したがって、受信コイル４は肝臓１３ａに近い位置に取り付けられている。図２では、最も収縮した状態の肝臓１３ａは実線で示されており、最も伸長した状態の肝臓１３ａは破線で示されている。肝臓１３ａが最も収縮した場合は、肝臓１３ａのエッジ１３ｂは最下位点Ｅ１に位置し、肝臓１３ａが最も伸長した場合は、肝臓１３ａのエッジは最上位点Ｅ２に位置する。
受信コイル４は、撮影部位からの磁気共鳴信号を受信する。

ＭＲＩ装置１は、更に、シーケンサ５、送信器６、勾配磁場電源７、受信器８、中央処理装置９、入力装置１０、および表示装置１１を有している。

シーケンサ５は、中央処理装置９の制御を受けて、肝臓１３ａの変位量を求めるためのナビゲータシーケンスや、被検体１３からｋ空間のデータを収集するためのイメージングシーケンスを実行するための情報を送信器６および勾配磁場電源７に送る。具体的には、シーケンサ５は、中央処理装置９の制御を受けて、ナビゲータシーケンスおよびイメージングシーケンスのＲＦパルスの情報（中心周波数、バンド幅など）を送信器６に送り、勾配磁場の情報（勾配磁場の強度など）を勾配磁場電源７に送る。

送信器６は、シーケンサ５から送られた情報に基づいて、ＲＦコイル２４を駆動する駆動信号を出力する。

勾配磁場電源７は、シーケンサ５から送られた情報に基づいて、勾配コイル２３を駆動する駆動信号を出力する。

受信器８は、受信コイル４で受信された磁気共鳴信号を信号処理し、中央処理装置９に伝送する。

中央処理装置９は、シーケンサ５および表示装置１１に必要な情報を伝送したり、受信器８から受け取った信号に基づいて画像を再構成するなど、ＭＲＩ装置１の各種の動作を実現するように、ＭＲＩ装置１の各部の動作を総括する。中央処理装置９は、例えばコンピュータ（computer）によって構成される。中央処理装置９は、本発明における画像を求める手段の一例であり、所定のプログラムを実行することにより、この手段として機能する。

入力装置１０は、オペレータ１２の操作に応答して種々の命令を中央処理装置９に入力する。表示装置１１は種々の情報を表示する。
磁気共鳴イメージング装置１は、上記のように構成されている。

次に、被検体１３からｋ空間のデータを収集するために使用されるイメージングシーケンスについて説明する。

図３は、被検体１３からｋ空間のデータを収集するために使用されるイメージングシーケンスの一例を示す図である。

本形態では、イメージングシーケンスＰＳは、グラディエントエコー系のシーケンスである。ただし、イメージングシーケンスＰＳは、スピンエコー系など、別のシーケンスを用いてもよい。イメージングシーケンスＰＳの位相エンコードの方向は、例えば、被検体の左右方向である。また、位相エンコードのステップ数Ｎは、例えば、Ｎ＝１２８である。

本形態では、イメージングシーケンスＰＳの他に、肝臓１３ｂの変位量を計測するためのナビゲータシーケンスを実行することによって、被検体１３の撮影を行っている。次に、ＭＲＩ装置１が、ナビゲータシーケンスおよびイメージングシーケンスＰＳをどのように実行するかについて説明する。

図４は、ナビゲータシーケンスＮＡＶｐおよびイメージングシーケンスＰＳをどのように実行するかについて説明する図である。

図４（ａ）は、肝臓１３ａのエッジの動きを示す図、図４（ｂ）は、ナビゲータシーケンスＮＡＶｐとイメージングシーケンスＰＳとの実行順序を示す図、図４（ｃ）は、イメージングシーケンスＰＳを実行することにより得られたｋ空間のデータＳ（ｔ，ｎ）を概略的に示す図である。

被検体１３の呼吸動作によって肝臓１３ａは変形する。このとき、肝臓１３ａのエッジ１３ｂ（図２参照）は、最下位点Ｅ１と最上位点Ｅ２との間で変位する。ナビゲータシーケンスＮＡＶｐ（ｐ＝１〜Ｎの整数）は、肝臓１３ａのエッジ１３ｂの位置を検出することによって肝臓１３ａの変位量を求めるためのシーケンスであり、例えば、ペンシルビーム励起を用いたシーケンスである。ナビゲータシーケンスＮＡＶｐの後に、肝臓１３ａを含む撮影部位からｋ空間のデータを収集するためのイメージングシーケンスＰＳが実行される。図４（ａ）には、イメージングシーケンスＰＳが実行されているときの肝臓の形状が概略的に示されている。本形態では、ナビゲータシーケンスＮＡＶｐを実行した後、ｎ回目（ｎ＝１〜Ｎの整数）の位相エンコードのイメージングシーケンスＰＳが実行される。ｎ回目の位相エンコードのイメージングシーケンスＰＳを実行することによって、ｋ空間のｎ番目のラインのデータＳ（ｔ，ｎ）が収集される（図４（ｃ）参照）。例えば、１回目の位相エンコードのイメージングシーケンスＰＳを実行することによって、ｋ空間の１番目のラインのデータＳ（１，１）〜Ｓ（Ｔ，１）が収集され、Ｎ回目の位相エンコードのイメージングシーケンスＰＳを実行することによって、ｋ空間のＮ番目のラインのデータＳ（１，Ｎ）〜Ｓ（Ｔ，Ｎ）が収集される。図４（ｂ）には、１回目、２回目、３回目、４回目、およびＮ回目の位相エンコードのイメージングシーケンスＰＳが示されている。

本形態によれば、呼吸同期を行わなくても、体動アーチファクトが低減された撮影部位のＭＲ画像を取得することができる。以下に、この理由について説明する。尚、本形態では、撮影部位は、以下のように変形すると仮定する（図５参照）。

図５は、撮影部位がどのように変形するかを説明する図である。
本形態では、撮影部位の変形について、以下の仮定（Ａ）〜（Ｃ）をしている。
（Ａ）撮影部位は、ｘ方向にのみ変位する。
（Ｂ）撮影部位の下端ＬＬおよび上端ＬＵは変位しない。
（Ｃ）撮影部位の変位量は、肝臓１３ａのエッジ１３ｂを横切るラインＬＭが一番大きく、ラインＬＭから、撮影部位の下端ＬＬ（又は上端ＬＵ）に近づくにつれて、変位量が次第に小さくなる。

次に、撮影部位の画像として実際に求めたい画像と、ｎ回目の位相エンコードにおける撮影部位の画像について、図６を参照しながら説明する。

図６は、撮影部位の画像として実際に求めたい画像と、ｎ回目の位相エンコードにおける撮影部位の画像とを示す図である。

図６の右側には、撮影部位の画像として実際に求めたい画像Ｆが示されている。一方、図６の左側には、ｎ回目の位相エンコードにおける撮影部位の画像Ｇｎが示されている。

画像Ｆを画像Ｇｎに変換する行列を、Ｎｘ×Ｎｘの行列Ａｎとすると、画像Ｆと画像Ｇとの関係は、以下の式で表すことができる。
ここで、ｇｎ（ｘ′，ｙ）：画像Ｇｎの座標（ｘ′，ｙ）におけるピクセル
ｆ（ｘ，ｙ）：画像Ｆの座標（ｘ，ｙ）におけるピクセル
Ａｎ（ｘ′，ｘ）：行列Ａｎの要素。

式（１）のｇｎ（ｘ′，ｙ）をフーリエ変換すると、ｎ回目の位相エンコードが実行された時点における撮影部位のｋ空間のデータＳ（ｔ，ｎ）が得られる（式（２）参照）。
式（２）に、式（１）を代入すると、以下の式が得られる。
式（３）から、以下の式（４）が得られる。
式（４）において、Ｓ（ｔ，ｎ）は、ｋ空間のデータであるので、被検体１３から磁気共鳴信号を収集すれば知ることができる値である。したがって、逆行列Ａｎ^−１の要素Ａｎ^−１（ｘ；ｘ′）を求めることができれば、求めたい画像Ｆの各ピクセルｆ（ｘ，ｙ）を算出することができる。以下に、逆行列Ａｎ^−１の要素Ａｎ^−１（ｘ；ｘ′）を算出する手順について、図６を参照しながら説明する。

画像Ｆでは、肝臓１３ａのエッジ１３ｂは、ｘ＝ｘ_ｉに位置する。しかし、肝臓１３ａはｘ方向に伸縮するので、ｎ回目の位相エンコードにおける撮影部位の画像Ｇｎでは、肝臓１３ａのエッジ１３ｂは、ｘ′＝ｘ_ｋ′の位置に変位する。この場合、肝臓１３ａのエッジ１３ｂの変位量Δｘ_ｉは以下の式（５）で表される。
Δｘ_ｉ＝ｘ_ｋ′−ｘ_ｉ ・・・（５）

本形態では、ナビゲータシーケンスＮＡＶｐ（図４参照）を実行しているので、ｘ_ｋ′およびｘ_ｉの値を算出することができる。したがって、式（５）のΔｘ_ｉを算出することができる。

また、肝臓１３ａのエッジ１３ｂとは異なる位置１３ｃは、画像Ｆではｘ＝ｘ_ｐに位置するが、ｎ回目の位相エンコードにおける撮影部位の画像Ｇｎでは、ｘ′＝ｘ_ｑ′の位置に変位する。この場合、肝臓１３ａの別の位置１３ｃの変位量Δｘ_ｐは以下の式（６）で表される。
Δｘ_ｐ＝ｘ_ｑ′−ｘ_ｐ ・・・（６）

ただし、本形態では、撮影部位の変位量は、肝臓１３ａのエッジ１３ｂから、撮影部位の下端ＬＬ（又は上端ＬＵ）に近づくにつれて、次第に小さくなると仮定している（仮定（Ｃ）参照）。したがって、式（６）は、式（５）のΔｘ_ｉを用いて、以下の式で表すことができる。
Δｘ_ｐ＝Δｘ_ｉ・（ｘ_ｐ／ｘ_ｉ） ・・・（７）

つまり、Δｘ_ｉの値が分かれば、肝臓１３ａのエッジ１３ｂとは異なる位置１３ｃであっても、変位量Δｘ_ｐを算出することができる。したがって、ナビゲータシーケンスＮＡＶｐにより得られたΔｘ_ｉに基づいて、画像Ｇｎの各ピクセルｇｎ（ｘ′，ｙ）と、画像Ｆの各ピクセルｆ（ｘ，ｙ）との関係を知ることができるので、式（１）の行列Ａｎの要素Ａｎ（ｘ′，ｘ）を算出することができる。行列Ａｎの要素Ａｎ（ｘ′，ｘ）を算出することができれば、逆行列Ａｎ^−１の要素Ａｎ^−１（ｘ；ｘ′）を計算することができるので、式（４）に基づいて、画像Ｆの各ピクセルｆ（ｘ，ｙ）を算出することができる。

式（４）では、逆行列Ａｎ^−１の要素Ａｎ^−１（ｘ；ｘ′）によって、ｎ回目の位相エンコードで取得したｋ空間のデータＳ（ｔ，ｎ）を体動補正することができる。したがって、ｋ空間のデータを収集するときに、体動が小さくなるタイミングを待つ必要がなく、撮影時間の短縮を図ることができる。

次に、ＭＲＩ装置１の処理フローについて説明する。
図７は、ＭＲＩ装置１の処理フローの一例を示す図である。

ステップＳ１では、オペレータ１２は、入力装置１０（図１参照）を操作して、スライスを設定する。

図８は、オペレータ１２が設定したスライスＫ１〜Ｋｎを示す図である。
図８では、スライスＫ１〜Ｋｎはサジタル断面であるが、他の断面（コロナル断面、アキシャル断面、オブリーク断面など）であってもよい。スライスＫ１〜Ｋｎを設定した後、ステップＳ２に進む。

ステップＳ２では、オペレータ１２は、撮影命令を入力する。撮影命令が入力されると、シーケンサ５（図１参照）は、中央処理装置９の制御を受けて、ナビゲータシーケンスＮＡＶｐおよびイメージングシーケンスＰＳ（図４参照）を実行するための情報（ＲＦパルスの情報、勾配磁場の情報）を送信器６および勾配磁場電源７に送る。これによって、被検体１３から磁気共鳴信号が発生する。磁気共鳴信号は、受信コイル４で受信され、受信器８に伝送される。このようにして、被検体１３からｋ空間のデータＳ（ｔ，ｎ）が収集される。ｋ空間のデータＳ（ｔ，ｎ）を収集した後、ステップＳ３進む。

ステップＳ３では、中央処理装置９は、収集されたｋ空間のデータＳ（ｔ，ｎ）を逆フーリエ変換することにより、画像を再構成し、再構成画像を表示装置１１に表示する。

図９（ａ）は、表示装置１１に表示された再構成画像Ｘを示す図である。
再構成画像Ｘは、後述するステップＳ４において、逆行列Ａｎ^−１の要素Ａｎ^−１（ｘ；ｘ′）を用いて補正される。しかし、筋肉や骨などの組織は、呼吸による体動はほとんど生じないので、逆行列Ａｎ^−１の要素Ａｎ^−１（ｘ；ｘ′）による補正をしない方が好ましい。そこで、本形態では、オペレータ１２は、ステップＳ３において、再構成画像Ｘを、呼吸により動く領域の画像と、呼吸による動きが実質的に無視できる領域（以下、「動かない領域」と呼ぶ）の画像とに分ける。オペレータ１２は、入力装置１０から必要な情報を入力し、再構成画像Ｘを、動く領域の画像と、動かない領域の画像とに分ける。

図９（ｂ）は動く領域の画像Ｘｍ、図９（ｃ）は、動かない領域の画像Ｘnonを示す。
本形態では、オペレータ１２が手動で再構成画像Ｘの上に数点のランドマークを置き、これらのランドマークを基準にして、動く領域の画像Ｘｍと動かない領域の画像Ｘnonとに分けている。しかし、自動で分離してもよい。

再構成画像Ｘを、動く領域の画像Ｘｍと、動かない領域の画像Ｘnonとに分けた後、ステップＳ４に進む。

ステップＳ４では、中央処理装置９は、動く領域の画像Ｘｍをフーリエ変換する。動く領域の画像Ｘｍをフーリエ変換することによって、動く領域に関するｋ空間のデータＳ（ｔ，ｎ）が得られる。Ｓ（ｔ，ｎ）を求めた後、ステップＳ５に進む。

ステップＳ５では、中央処理装置９は、図６を参照しながら説明した手順に従って、逆行列Ａｎ^−１の要素Ａｎ^−１（ｘ；ｘ′）を算出し、算出した逆行列Ａｎ^−１の要素Ａｎ^−１（ｘ；ｘ′）と、ステップＳ４で求めた動く領域に関するｋ空間のデータＳ（ｔ，ｎ）とを、式（４）に代入する。これにより、動く領域の画像Ｘｍは体動補正される。体動補正した後、ステップＳ６に進む。

ステップＳ６では、体動補正された後の動く領域の画像Ｘｍと、動かない領域の画像Ｘnonとを結合する。これにより、体動アーチファクトが低減されたＭＲ画像（図９（ｄ）参照）を作成することができる。

本形態では、ｋ空間のデータを収集するときに、撮影部位の体動が小さくなるのを待たなくてもスキャンをすることができるので、撮影時間の短縮を図ることができる。

また、補正前の再構成画像Ｘを、動く領域の画像Ｘｍと動かない領域の画像Ｘnonに分け、動く領域の画像Ｘｍのみを逆行列Ａｎ^−１の要素Ａｎ^−１（ｘ；ｘ′）により補正している。したがって、より高品質なＭＲ画像を得ることができる。

尚、本形態では、逆行列Ａｎ^−１の要素Ａｎ^−１（ｘ；ｘ′）の値は、スライスＫ１〜Ｋｎの断面位置に関わらず同じ値を採用しているが、肝臓１３ａのエッジ１３ｂの位置は、スライスＫ１〜Ｋｎごとに異なるので、逆行列Ａｎ^−１の要素Ａｎ^−１（ｘ；ｘ′）は、スライスごとに別個に決定してもよい。しかし、逆行列Ａｎ^−１の要素Ａｎ^−１（ｘ；ｘ′）をスライスごとに別個に決定する場合、スライスＫ１〜Ｋｎごとに、肝臓１３ａのエッジ１３ｂの位置を決める必要がある。スライスＫ１〜Ｋｎごとに、肝臓１３１ａのエッジ１３ｂの位置を決める方法としては、表示装置１１に、スライスＫ１〜Ｋｎごとの体動補正前の再構成画像Ｘを表示させ、オペレータ１２が肝臓１３ａのエッジ１３ｂの位置をスライスごとに手動で決定する方法などが考えられる。

本形態では、再構成画像Ｘを、動く領域の画像Ｘｍと動かない領域の画像Ｘnonとに分けている。しかし、再構成画像Ｘの全体に渡って無視できない体動が発生する場合は、動く領域の画像Ｘｍと動かない領域の画像Ｘnonとに分けずに、再構成画像Ｘの全体を動く領域として、ｆ（ｘ，ｙ）を求めればよい。

本形態では、ナビゲータシーケンスＮＡＶｐを実行してから、次のナビゲータシーケンスＮＡＶ_ｐ＋１を実行するまでの間に、１回の位相エンコードしか実行されていない（図４（ｂ）参照）。しかし、ナビゲータシーケンスＮＡＶｐを実行してから、次のナビゲータシーケンスＮＡＶｐを実行するまでの間に、複数回の位相エンコードを実行してもよい。

本形態では、肝臓１３ａのエッジ１３ｂの変位量は、ナビゲータエコー法で算出しているが、ナビゲータエコー法の代わりに、ベローズを用いて肝臓１３ａのエッジ１３ｂの変位量を算出してもよい。

本形態では、肝臓１３ａのエッジ１３ｂの変位量に基づいて、逆行列Ａｎ^−１の要素Ａｎ^−１（ｘ；ｘ′）を算出している。しかし、肝臓１３ａのエッジ１３ｂ以外の部分の変位量に基づいて、逆行列Ａｎ^−１の要素Ａｎ^−１（ｘ；ｘ′）を算出してもよい。

本形態では、ナビゲータエコーは、被検体の撮影部位の内側から収集されている。しかし、体動アーチファクトが十分に低減された画像を得ることができるのであれば、ナビゲータエコーは、撮影部位の外側に存在する部位から収集してもよい。

また、本形態では、呼吸同期を行わずに、ナビゲータシーケンスＮＡＶｐおよびイメージングシーケンスＰＳを実行している。しかし、呼吸同期を行い、被検体の呼吸による体動が大きいときにイメージングシーケンスＰＳが実行された場合は、収集されたデータを廃棄し、データの取り直しが実行されるようにしてもよい。

更に、本形態では、変形する部位として肝臓１３ａを撮影する例について説明されている。しかし、心臓などの他の部位を撮影する場合にも適用することができる。

尚、本形態では、ｆ（ｘ，ｙ）を算出するために、画像Ｆを画像Ｇｎに変換する行列Ａｎ（図６参照）を規定している。しかし、行列Ａｎとは逆に、画像Ｇｎを画像Ｆに変換する行列Ｂｎを用いてもよい。行列Ｂｎを用いると、画像Ｆと画像Ｇとの関係は、以下の式で表すことができる。
ただし、Ｂｎ（ｘ，ｘ′）：行列Ｂｎの要素。

行列Ｂｎの要素Ｂｎ（ｘ，ｘ′）も、肝臓１３ａのエッジ１３ｂの変位量Δｘ_ｉが分かれば算出することができる。したがって、行列Ａｎの代わりにＢｎを用いても、画像Ｆを得ることができる。

１ ＭＲＩ装置
２ 磁場発生装置
３ テーブル
４ 受信コイル
５ シーケンサ
６ 送信器
７ 勾配磁場電源
８ 受信器
９ 中央処理装置
１０ 入力装置
１１ 表示装置
１２ オペレータ
１３ 被検体
１３ａ 肝臓
１３ｂ エッジ
２１ ボア
２２ 超伝導コイル
２３ 勾配コイル
２４ 送信コイル
３１ クレードル

Claims (10)

1. 位相エンコード方向に勾配磁場を印加し、被検体の体動に伴って変形する撮影部位をスキャンして、前記撮影部位の画像を得る磁気共鳴イメージング装置であって、
   所定の状態に変形したときの前記撮影部位の画像をｎ（ｎ＝１〜Ｎの整数）回目の位相エンコードにおける前記撮影部位の画像に変換するための行列の逆行列を算出し、算出した前記逆行列の要素と、前記撮影部位から収集されたｋ空間のデータとに基づいて、前記所定の状態に変形したときの前記撮影部位の画像を求める手段を有する、磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記画像を求める手段は、
   前記撮影部位から収集されたｋ空間のデータをフーリエ逆変換することにより画像を再構成する再構成手段と、
   前記再構成手段により得られた再構成画像を、動く領域の画像と動かない領域の画像とに分離する分離手段と、
   前記動く領域の画像を体動補正する体動補正手段と、
   体動補正された後の前記動く領域の画像と、前記動かない領域の画像とを結合する結合手段と、
   を有する請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記画像を求める手段は、
   前記撮影部位の所定の位置の変位量を算出する変位量算出手段と、
   前記変位量算出手段が算出した変位量に基づいて、前記逆行列の要素を算出する逆行列要素算出手段と、
   を有する、請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記逆行列要素算出手段は、前記撮影部位に設定されたスライスごとに前記逆行列の要素を算出する、請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記変位量算出手段は、
   前記被検体から収集されたナビゲータエコーに基づいて、前記所定の位置の変位量を算出する、請求項３又は４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記ナビゲータエコーを収集するためのナビゲータシーケンスと、前記撮影部位からｋ空間のデータを収集するためのイメージングシーケンスとを実行する、請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記所定の位置は、肝臓のエッジである、請求項３〜６のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 位相エンコード方向に勾配磁場を印加し、被検体の体動に伴って変形する撮影部位をスキャンして、前記撮影部位の画像を得る磁気共鳴イメージング装置であって、
   ｎ（ｎ＝１〜Ｎの整数）回目の位相エンコードにおける前記撮影部位の画像を、所定の状態に変形したときの前記撮影部位の画像に変換するための行列を算出し、算出した前記行列の要素と、前記撮影部位から収集されたｋ空間のデータとに基づいて、前記所定の状態に変形したときの前記撮影部位の画像を求める手段を有する、磁気共鳴イメージング装置。
9. 位相エンコード方向に勾配磁場を印加し、被検体の体動に伴って変形する撮影部位をスキャンして、前記撮影部位の画像を得る磁気共鳴イメージング装置の体動補正方法であって、
   所定の状態に変形したときの前記撮影部位の画像をｎ（ｎ＝１〜Ｎの整数）回目の位相エンコードにおける前記撮影部位の画像に変換するための行列の逆行列を算出し、算出した前記逆行列の要素と、前記撮影部位から収集されたｋ空間のデータとに基づいて、前記所定の状態に変形したときの前記撮影部位の画像を求めるステップを有する、体動補正方法。
10. 位相エンコード方向に勾配磁場を印加し、被検体の体動に伴って変形する撮影部位をスキャンして、前記撮影部位の画像を得る磁気共鳴イメージング装置の体動補正方法であって、
    ｎ（ｎ＝１〜Ｎの整数）回目の位相エンコードにおける前記撮影部位の画像を、所定の状態に変形したときの前記撮影部位の画像に変換するための行列を算出し、算出した前記行列の要素と、前記撮影部位から収集されたｋ空間のデータとに基づいて、前記所定の状態に変形したときの前記撮影部位の画像を求めるステップを有する、体動補正方法。