磁共振成像装置及其控制方法.pdf

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1、10申请公布号CN101991417A43申请公布日20110330CN101991417ACN101991417A21申请号201010254587022申请日20100811200918676420090811JPA61B5/05520060171申请人株式会社东芝地址日本东京都申请人东芝医疗系统株式会社72发明人油井正生74专利代理机构中国国际贸易促进委员会专利商标事务所11038代理人王永刚54发明名称磁共振成像装置及其控制方法57摘要本发明提供一种磁共振成像装置及其控制方法。在根据实施方式的磁共振成像装置中，时序执行控制部交替连续执行收集用来生成诊断图像的数据的成像时序和收集用来生成。

2、作为移动检测用的图像的导航图像的数据的导航时序。体层位置检测部在每次执行导航时序时，通过分析根据利用该导航时序收集的数据生成的导航图像，检测表示利用在该导航时序之前执行的成像时序激励的体层的痕迹的位置。呼吸移动推定部基于检测到的痕迹的位置来推定受检体的呼吸造成的上述部位的移动。30优先权数据51INTCL19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10页附图10页CN101991417A1/2页21一种磁共振成像装置，其特征在于包括时序执行控制部，交替连续执行收集用来生成诊断图像的数据的成像时序和收集用来生成作为移动检测用的图像的导航图像的数据的导航时序；体层位置检测部。

3、，在每次由上述时序执行控制部执行上述导航时序时，通过分析根据利用该导航时序收集到的数据生成的导航图像，检测表示利用在该导航时序之前执行的成像时序激励的体层的痕迹的位置；呼吸移动推定部，基于由上述体层位置检测部检测到的上述痕迹的位置来推定受检体的呼吸造成的上述部位的移动；以及时序修正部，基于由上述呼吸移动推定部推定的上述部位的移动来修正后续执行的成像时序。2如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述体层位置检测部检测因上述成像时序中的上述体层的激励而在上述导航图像上产生的低信号区域的位置，作为上述痕迹的位置。3如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述导航时序是从在与上述诊断图像的体。

4、层不同的位置上设定的虚拟体层收集数据的时序；上述体层位置检测部检测因上述成像时序中的上述虚拟体层的激励而在上述导航图像上产生的高信号区域的位置，作为上述痕迹的位置。4如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述体层位置检测部通过对上述导航图像中的预定方向的轮廓进行模型拟合而检测上述痕迹的位置。5如权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于上述体层位置检测部通过对上述导航图像中的预定方向的轮廓进行模型拟合而检测上述痕迹的位置。6如权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于上述体层位置检测部通过对上述导航图像中的预定方向的轮廓进行模型拟合而检测上述痕迹的位置。7如权利要求1所述的磁共振成像装置。

5、，其特征在于上述体层位置检测部通过对在上述导航图像中在预定方向上排列的像素进行像素差分处理而检测上述痕迹的位置。8如权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于上述体层位置检测部通过对在上述导航图像中在预定方向上排列的像素进行像素差分处理而检测上述痕迹的位置。9如权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于上述体层位置检测部通过对在上述导航图像中在预定方向上排列的像素进行像素差分处理而检测上述痕迹的位置。10一种磁共振成像装置，其特征在于包括时序执行控制部，交替连续执行收集用来生成诊断图像的数据的成像时序和收集用来生成作为移动检测用的图像的导航图像的数据的导航时序；权利要求书CN101991417。

6、A2/2页3体层位置检测部，在每次由上述时序执行控制部执行上述导航时序时，通过分析根据利用该导航时序收集的数据生成的导航图像，检测表示利用在该导航时序之前执行的成像时序激励的体层的痕迹的位置；以及呼吸移动推定部，基于由上述体层位置检测部检测到的上述痕迹的位置来推定受检体的呼吸造成的上述部位的移动。11一种磁共振成像装置的控制方法，其特征在于包括控制时序执行控制部，以便交替连续执行收集用来生成诊断图像的数据的成像时序和收集用来生成作为移动检测用的图像的导航图像的数据的导航时序；控制体层位置检测部，以便在每次由上述时序执行控制部执行上述导航时序时，通过分析根据利用该导航时序收集的数据生成的导航图像。

7、，检测表示利用在该导航时序之前执行的成像时序激励的体层的痕迹的位置；以及控制呼吸移动推定部，以便基于由上述体层位置检测部检测到的上述痕迹的位置来推定受检体的呼吸造成的上述部位的移动。权利要求书CN101991417A1/10页4磁共振成像装置及其控制方法0001相关申请的交叉引用0002本申请享受2009年8月11日提交的日本专利申请第2009186764号的优先权，该日本专利申请的全部内容在此引入。技术领域0003本发明的实施方式涉及磁共振成像装置及其控制方法。背景技术0004磁共振成像装置是利用磁共振现象把受检体内部图像化的装置。具体地说，磁共振成像装置，向被置于静磁场内的受检体施加高频磁。

8、场，检测由此从受检体产生的NMRNUCLEARMAGNETICRESONANCE，核磁共振信号。然后，磁共振成像装置基于检测到的NMR信号重建图像。0005一直以来，用这样的磁共振成像装置对腹部等进行拍摄时，进行憋气拍摄或呼吸同步拍摄等。憋气拍摄是在作为受检体的患者憋气10秒左右的期间进行拍摄的方法。而呼吸同步拍摄是通过在患者身上安装波纹管BELLOWS等的贴身设备来而监视呼吸状态而与呼吸同步地进行拍摄的方法。0006憋气拍摄和呼吸同步拍摄都是为了减少因呼吸而在图像上产生的伪影ARTIFACT。但是，有人指出，憋气拍摄存在由于憋气时间而使空间分辨率大大受限、不能用于憋气困难的患者等的缺点。此外。

9、，有人指出呼吸同步拍摄由于难以使贴身设备的灵敏度稳定、收集数据的定时仅限于呼吸稳定的阶段PHASE，所以使得整个拍摄时间变长等的缺点。0007于是，近年来有人提出了用NMR信号监视横膈膜的呼吸状态而进行呼吸同步拍摄的方法例如，参照KLESSEN等7人的“MAGNETICRESONANCEIMAGINGOFTHEUPPERABDOMENUSINGAFREEBREATHINGT2WEIGHTEDTURBOSPINECHOSEQUENCEWITHNAVIGATORTRIGGEREDPROSPECTIVEACQUISITIONCORRECTION”，JOURNALOFMAGNETICRESONANCE。

10、IMAGING21，2005年，第576582页。0008图12A、12B和13是用来说明使用了NMR信号的现有的呼吸同步拍摄的图。像图12A所示的那样，在现有的方法中，磁共振成像装置通过执行2D梯度回波时序GRADIENTECHOSEQUENCE等的导航时序NAVIGATORSEQUENCE呼吸监视仪用时序对腹部的冠状CORONAL像81进行拍摄，取得在拍摄到的冠状像81上设定的包含横膈膜的1行LINE大小的区域82中的NMR信号作为轮廓PROFILE。通过连续地进行该轮廓的收集，可以间歇性地通常为150MS的间隔检测横膈膜的移动。0009另外，在该方法中，像图12B所示的那样，通常，磁共振。

11、成像装置检测横膈膜的移动的位置84，作为相对于作为基准的轮廓的参照轮廓83的相对移动量。然后，磁共振成像装置基于检测到的移动量在横膈膜的移动少的阶段生成触发TRIGGER信号，以该触发信号为契机执行成像时序IMAGINGSEQUENCE。即，磁共振成像装置仅限于在移动少的呼吸说明书CN101991417A2/10页5阶段执行成像时序。0010另外，像图13所示的那样，磁共振成像装置在执行成像时序91后经过几百MS的间隔时间再次开始导航时序92。在此，在成像时序91与导航时序92之间设置间隔时间的理由是，为了避免成像时序91中的信号激励的影响作为饱和效应而残留在利用导航时序92拍摄的图像上。00。

12、11这样，在现有的方法中，磁共振成像装置交互执行导航时序和成像时序。另外，在此说明的方法虽然与呼吸同步拍摄有关，但磁共振成像装置在憋气拍摄中也执行同样的时序和同样的计算处理。0012但是，在上述的现有的方法中，像以下说明的那样，存在拍摄时间变长的问题。0013例如，像前面所述的那样，在现有的方法中，磁共振成像装置仅限于在移动少的呼吸阶段执行成像时序。因此，在现有的方法中，由于在必需的数据全部被收集之前，需要针对各移动少的呼吸阶段反复执行成像时序，所以整个拍摄时间变长。在为了缩短拍摄时间而延长一次数据收集的时间的情况下，由于移动的影响会变大，所以在利用成像时序拍摄的图像上产生的伪影会增加。001。

13、4而且，在成像时序之后不能立即再次开始导航时序，这也成为拍摄时间变长的原因。在为了缩短拍摄时间而在成像时序结束之后立即再次开始导航时序的情况下，在利用导航时序拍摄的图像上产生低信号区域，难以正确地算出横膈膜的位置。发明内容0015根据实施方式的磁共振成像装置包括时序执行控制部、体层位置检测部、呼吸移动推定部和时序修正部。时序执行控制部交替连续执行成像时序和导航时序，该成像时序收集用来生成诊断图像的数据，该导航时序收集用来生成作为移动检测用的图像的导航图像的数据。体层位置检测部在每次由上述时序执行控制部执行上述导航时序时，通过分析根据利用该导航时序收集的数据生成的导航图像，检测表示利用在该导航时。

14、序之前执行的成像时序激励的体层的痕迹的位置。呼吸移动推定部基于由上述体层位置检测部检测到的上述痕迹的位置来推定受检体的呼吸造成的上述部位的移动。时序修正部基于由上述呼吸移动推定部推定的上述部位的移动来修正后续执行的成像时序。0016如果采用根据实施方式的磁共振成像装置及其控制方法，则可以减少因呼吸而在图像上产生的伪影，并且缩短拍摄时间。附图说明0017图1是示出根据实施方式1的MRI装置的整体构成的图。0018图2是示出根据实施方式1的计算机系统的详细构成的功能框图。0019图3是示出根据实施方式1的由时序执行控制部执行的时序的执行安排的图。0020图4是示出实施方式1中的成像时序和导航时序的。

15、一例的图。0021图5是示出实施方式1中的根据利用导航时序收集的数据生成的导航图像的一例的图。0022图6是用来说明实施方式1中的利用模型拟合MODELFITTING检测饱和带SATURATIONBAND的方法的图。说明书CN101991417A3/10页60023图7是用来说明实施方式1中的利用像素差分处理检测饱和带的方法的图。0024图8是用来说明根据实施方式1的利用移动预测部推定呼吸移动的图。0025图9是示出由根据实施方式1的MRI装置执行的移动修正方法的处理步骤的流程图。0026图10是示出实施方式2中的成像时序和导航时序的一例的图。0027图11是用来说明实施方式2中的由虚拟体层D。

16、UMMYSLICE产生的高信号区域的检测的图。0028图12A、12B和13是用来说明使用了NMR信号的现有的呼吸同步拍摄的图。具体实施方式0029下面，参照附图详细说明磁共振成像装置及其控制方法的实施方式。另外，在以下所示的实施方式中，把磁共振成像装置称为“MRI装置”。0030首先，说明根据实施方式1的MRI装置的整体构成。图1是示出根据实施方式1的MRI装置的整体构成的图。0031像图1所示的那样，根据实施方式1的MRI装置100具有静磁场磁体1、倾斜磁场线圈2、倾斜磁场电源3、台床4、台床控制部5、信号发送RF线圈6、信号发送部7、信号接收RF线圈8、信号接收部9、计算机系统10。00。

17、32静磁场磁体1形成为中空的圆筒形状，在内部的空间中产生均匀的静磁场。该静磁场磁体1用例如永磁体或超导磁体等形成。0033倾斜磁场线圈2形成为中空的圆筒形状，配置在静磁场磁体1的内侧。该倾斜磁场线圈2由与相互正交的X、Y、Z各轴对应的三个线圈组合起来形成。这三个线圈分别从后述的倾斜磁场电源3接收电流供给，产生磁场强度沿X、Y、Z各轴变化的倾斜磁场。另外，Z轴方向是与静磁场相同的方向。0034在此，由倾斜磁场线圈2产生的X、Y、Z各轴的倾斜磁场，分别与例如体层选择用倾斜磁场GS、相位编码用倾斜磁场GE和读出用倾斜磁场GR对应。为了任意地确定拍摄断面而利用体层选择用倾斜磁场GS。为了使NMR信号的。

18、相位与空间的位置对应地变化而利用相位编码用倾斜磁场GE。为了使NMR信号的频率与空间的位置对应地变化而利用读出用倾斜磁场GR。0035基于后述的利用计算机系统10进行的控制，倾斜磁场电源3向倾斜磁场线圈2供给电流。0036台床4具有承载受检体P的顶板4A，基于后述的利用台床控制部5进行的控制，通过向上下方向或长度方向移动顶板4A，把受检体向位于倾斜磁场线圈2内侧的拍摄区域的内外移动。通常，台床4被设置成长度方向与静磁场磁体1的中心轴平行。0037台床控制部5基于后述的利用计算机系统10进行的控制，驱动台床4以使顶板4A向长度方向或上下方向移动。0038信号发送RF线圈6配置在倾斜磁场线圈2的内。

19、侧，从信号发送部7接收高频脉冲的供给而产生高频磁场。0039信号发送部7基于后述的利用计算机系统10进行的控制，向信号发送RF线圈6发送与拉莫尔LARMOR频率对应的高频脉冲。说明书CN101991417A4/10页70040信号接收RF线圈8配置在倾斜磁场线圈2的内侧，接收因由信号发送RF线圈6产生的高频磁场的影响而从受检体发出的NMR信号。然后，信号接收RF线圈8向后述的信号接收部9输出所接收到的NMR信号。0041信号接收部9基于后述的利用计算机系统10进行的控制，基于从信号接收RF线圈8输出的NMR信号生成NMR信号数据。然后，信号接收部9向计算机系统10发送所生成的NMR信号数据。0。

20、042计算机系统10进行MRI装置100的整体控制、数据收集、图像重建等。该计算机系统10具有接口部11、数据收集部12、图像重建部13、存储部14、显示部15、输入部16和控制部17。0043接口部11与倾斜磁场电源3、台床控制部5、信号发送部7和信号接收部9连接，控制在这些被连接的各部与计算机系统10之间发送和接收的信号的输入输出。0044数据收集部12经由接口部11收集从信号接收部9发送的NMR信号数据。然后，数据收集部12把收集的NMR信号数据存储到存储部14中。0045图像重建部13通过对存储部14中存储的NMR信号数据进行傅里叶FOURIER变换等的重建处理，生成与受检体P的体内相。

21、关的图像。然后，图像重建部13把生成的图像存储到存储部14中。0046存储部14针对各受检体P存储由数据收集部12收集的NMR信号数据、由图像重建部13生成的图像等。例如，存储部14是硬盘驱动器、DVD驱动器等。0047显示部15基于利用控制部17进行的控制，显示在存储部14中存储的图像、用来从操作员接收拍摄条件的GUI图形用户界面等的各种信息。例如，显示部15是CRT阴极射线管监视器、液晶监视器等。0048输入部16从操作员接收拍摄条件等的各种信息、各种操作的输入。例如，输入部16是鼠标、键盘、跟踪球、定位器POINTINGDEVICE等。0049控制部17具有未图示的CPU、存储器等，对M。

22、RI装置100进行总体控制。例如，控制部17基于从操作员接收的拍摄条件生成各种脉冲时序，通过利用生成的脉冲时序控制倾斜磁场电源3、信号发送部7和信号接收部9而进行各种拍摄。0050另外，在此所说的“脉冲时序”是指倾斜磁场电源3向倾斜磁场线圈2供给的电源的强度或供给电源的定时、信号发送部7向信号发送RF线圈6发送的RF信号的强度或发送RF信号的定时、信号接收部9检测NMR信号的定时等确定用来进行拍摄的顺序的信息。0051以上说明了根据实施方式1的MRI装置100的整体构成。基于这样的构成，在根据实施方式1的MRI装置100中，计算机系统10交替连续执行收集用来生成诊断图像的数据的成像时序和收集用。

23、来生成作为移动检测用的图像的导航图像的数据的导航时序。0052另外，计算机系统10在每次执行导航时序时，通过分析根据利用导航时序收集的数据生成的导航图像，检测表示利用在该导航时序之前执行的成像时序激励的体层的痕迹的位置。进而，计算机系统10基于检测到的痕迹的位置来推定受检体的呼吸造成的部位的移动，基于推定的部位的移动来修正后续执行的成像时序。0053另外，在实施方式1中，对作为表示利用成像时序激励的体层的痕迹而检测饱和带时的情形进行说明。在此所说的“饱和带”是因成像时序中的体层的激励而在上述导航图像上产生的低信号区域信号强度弱的区域。该饱和带是由于通过体层的激励造成的说明书CN10199141。

24、7A5/10页8饱和效应产生的。0054下面，对根据实施方式1的计算机系统10的细节进行说明。图2是示出根据实施方式1的计算机系统10的详细构成的功能框图。0055像图2所示的那样，在计算机系统10中，控制部17具有时序执行控制部17A、体层位置检测部17B、呼吸移动推定部17C和时序修正部17D。0056时序执行控制部17A交替连续执行收集用来生成诊断图像的数据的成像时序和收集用来生成作为移动检测用的图像的导航图像的数据的导航时序。图3是示出由时序执行控制部17A执行的时序的执行安排的图。0057具体地说，时序执行控制部17A基于由操作员设定的拍摄条件，分别生成成像时序21用的脉冲时序和导航。

25、时序导航时序22用的脉冲时序。然后，时序执行控制部17A把生成的各脉冲时序保存到内部存储器等中。0058然后，像图3所示的那样，时序执行控制部17A基于所生成的脉冲时序，控制倾斜磁场电源3、信号发送部7和信号接收部9，以便交替连续执行成像时序21和导航时序22。另外，在该图中，虚线示意性地表示受检体的呼吸水平。另外，虚线上的圆点表示通过处理利用导航时序22收集的NMR信号而获得呼吸信息的定时。0059在此，作为成像时序21和导航时序22可以分别使用预定种类的脉冲时序。图4是示出实施方式1中的成像时序21和导航时序22的一例的图。在该图中，“RF”表示向信号发送RF线圈6供给的高频脉冲。另外，“。

26、GY”、“GZ”和“GX”分别表示向倾斜磁场线圈2供给的倾斜磁场脉冲。“GY”对应于Y轴方向的倾斜磁场。“GZ”对应于Z轴方向的倾斜磁场。“GX”对应于X轴方向的倾斜磁场。0060像图4所示的那样，例如，作为成像时序21，可以使用扩散加强图像用的2D多体层EPIECHOPLANARIMAGING，回波平面成像法的脉冲时序。另外，虽然该图所示的例子是2D多体层EPI法的脉冲时序，但作为成像时序21，可以使用任意的脉冲时序。例如，也可以使用FSEFASTSPINECHO，快速自旋回波法等其它拍摄法的脉冲时序，也可以取代2D法而使用3D法。0061另外，像图4所示的那样，例如，作为导航时序22可以使。

27、用2D梯度回波法的脉冲时序。另外，虽然该图所示的例子是以冠状断面实施的，但导航时序22可以以任意的断面实施。更优选地，希望导航时序22以与实施成像时序21的断面正交的断面实施。例如，在成像时序21以轴向断面实施时，导航时序22以冠状像或弧矢像实施。0062另外，在计算机系统10中，每次利用时序执行控制部17A执行导航时序22时，用图像重建部13生成导航图像。图5是示出根据利用导航时序收集的数据生成的导航图像的一例的图。该图示意性地示出执行图2所示的导航时序22和成像时序21时所生成的2D图像。0063像图5所示的那样，例如，作为成像时序21，执行2D多体层法的脉冲时序时，在导航图像31上产生条。

28、纹状的多个饱和带32。各饱和带32分别与利用成像时序21激励的体层对应。在此，饱和带32的饱和度由于纵缓和等而因体层而异。另外，饱和带32的饱和度和位置随成像时序21的拍摄条件例如，体层的厚度、体层间的间隙、体层的激励顺序、体层的方向等而变化。0064返回图2，另外，体层位置检测部17B在每次执行导航时序时，通过分析根据利用说明书CN101991417A6/10页9导航时序收集的数据生成的导航图像，检测因在该导航时序之前执行的成像时序中的体层的激励而产生的饱和带的位置。在此，作为检测导航图像中的饱和带的位置的方法，可以使用各种方法。0065例如，体层位置检测部17B通过执行导航时序而读出存储部。

29、14中存储的导航图像14A，通过对所读出的导航图像14A中的预定方向的轮廓信号分布进行模型拟合，检测饱和带的位置。图6是用来说明利用模型拟合检测饱和带的方法的图。0066图6中，虚线41示出图5所示的导航图像31中的首尾方向Z轴方向的轮廓的一部分。在此，Z方向的轮廓中成为低信号的部分分别与饱和带32对应。即，在图6所示的例子中示出4个饱和带。0067像图6所示的那样，例如，体层位置检测部17B通过对轮廓拟合井形的模型，确定表示饱和带的模型饱和带42。然后，体层位置检测部17B检测确定了的模型饱和带42的底部的中心位置Z0，作为饱和带的位置。0068另外，例如，体层位置检测部17B通过执行导航时。

30、序而读出存储部14中存储的导航图像14A，通过对在读出的导航图像14A中在预定方向上排列的像素进行差分处理，检测饱和带的位置。另外，此处所说的“像素差分处理”是指通过对在预定方向上排列的像素的信号值进行微分处理而算出预定方向上的信号值的变化率的处理。图7是用来说明利用像素差分处理检测饱和带的方法的图。0069图7中，虚线51示出通过对在图5所示的导航图像31中的首尾方向Z轴方向上排列的像素进行像素差分处理得到的差分轮廓的一部分。在此，Z方向的差分轮廓中从负值的峰值向正值的峰值反转的区间分别与饱和带32对应。0070像图7所示的那样，例如，体层位置检测部17B通过对在导航图像31中在Z方向上排列。

31、的像素进行像素差分处理，在通过像素差分处理得到的差分轮廓中确定从负值的峰值向正值的峰值反转的区间。然后，体层位置检测部17B检测确定了的区间的中心位置Z0，作为饱和带的位置。另外，导航图像上作为像素差分处理对象的预定方向优选是沿利用成像时序得到的诊断图像的断面的方向。0071返回图2，呼吸移动推定部17C基于由体层位置检测部17B检测到的饱和带的位置来推定受检体呼吸造成的部位的移动。另外，以下，把受检体呼吸造成的部位的移动称为“呼吸移动”。图8是用来说明利用呼吸移动推定部17C推定呼吸移动的图。0072如上所述，在导航图像上产生的饱和带的位置与利用在该导航时序之前执行的成像时序激励的体层的位置。

32、对应。另外，饱和带的位置随成像时序的拍摄条件例如，体层的厚度、体层间的间隙、体层的激励顺序、体层的方向等而变化。0073然后，呼吸移动推定部17C，像以下说明的那样，基于由体层位置检测部17B检测到的饱和带的位置以及拍摄条件来推定呼吸移动。以下，具体地说明利用呼吸移动推定部17C推定呼吸移动的方法。0074首先，在实施方式1中，用以下所示的式1表示呼吸移动0075ZZFT10076在此，Z是受检体内的任意部位的平均位置以下称为“平均位置”。用装置坐标表示该平均位置Z，Z0是取决于装置的原点。另外，Z是该部位在时刻T时的位置。另外，F是大致具有周期性的函数，表示呼吸移动。说明书CN1019914。

33、17A7/10页100077例如，在时刻TTN时得到第N个导航图像。另外，在第N个导航图像上检测到的多个饱和带中的第I个饱和带的位置是ZN，I。0078在此，在时刻TTITN时执行的成像时序中作为体层被激励的结果而产生的第I个饱和带与平均位置ZI的部位对应。在成像时序中体层被激励的位置可以利用拍摄条件和由脉冲时序的排序SCHEDULE所确定的位置ZEX，I唯一地确定。0079因此，上述变量的关系用以下所示的式2和3表示0080ZIFTIZEX，I20081ZIFTNZN，I30082而且，从式2和式3得到以下所示的式40083FTIFTNZEX，IZN，I40084在此，在式4中，由于右边是已。

34、经确定的变量，所以可以求出左边的FTIFTN。另外，由于在2D多体层拍摄时I有多个，所以如果可以检测的饱和带数为NS，则可以分别针对时刻TTII1、NS求FT。0085呼吸移动推定部17C通过把由体层位置检测部17B检测到的饱和带的位置ZN，I和根据拍摄条件得到的位置ZEX，I代入式4，针对各时刻TTI求FTIFTN。由此，呼吸移动推定部17C可以求出FTI，作为相对于FTN的相对值。例如，像图8所示的那样，呼吸移动推定部17C求出FT1、FT3、FT5，作为相对于FTN的相对值。0086而且，在第N1个导航图像中也可以检测第I个饱和带时，与式4同样地，得到以下所示的式50087FTIFTN1。

35、ZEX，IZN1，I50088而且，由于FTIFTN已经求出，所以得到以下所示的式60089FTN1FTNZN1，IZN，I60090即，通过用式6，像图8所示的那样，可以求出FTI，作为相对于FTN的相对值。而且，通过从第N1个导航图像检测第J个饱和带的位置，同样地可以推定FTJTNTJTN1。0091因此，通过设定可以在多个导航图像上观测由同一体层的激励造成的饱和带的拍摄条件，可以依次确定FT。通过在激励几片或十几片体层的间隙插入导航时序，可以容易地设定这样的拍摄条件。另外，虽然FTN不是唯一确定的，但通过选择作为基准的任意的导航图像，可以推定呼吸移动，作为相对值FTFTN，REF。009。

36、2呼吸移动推定部17C，像上述说明的那样，通过用式5和6依次确定FT而推定呼吸移动。0093返回图2，时序修正部17D基于由呼吸移动推定部17C推定的呼吸移动来修正后续执行的成像时序。具体地说，在由呼吸移动推定部17C推定了呼吸移动时，时序修正部17D基于推定的呼吸移动来修正在时序执行控制部17A的内部存储器中保存的成像时序用的脉冲时序。0094例如，时序修正部17D基于表示呼吸移动的相对值FTIFTNTTITN的平均或变化倾向，算出呼吸移动造成的偏离量。或者，也可以是，时序修正部17D根据通过预先进行的预扫描得到的呼吸移动的模式PATTERN算出偏离量。0095然后，时序修正部17D基于算出。

37、的偏离量来修正后续执行的成像时序。例如，在算说明书CN101991417A8/10页11出的偏离量是体层方向上的偏离时，时序修正部17D通过改变用来选择性地激励体层的频率偏移量OFFSET来修正成像时序。0096另外，如果激励第J个体层的时刻的偏离量为DZJ，则通过成像时序的修正，上述的式5变成以下那样。0097FTJFTN1ZEX，JDZJZN1，J70098这样，即使在由时序修正部17D进行成像时序的修正时，也一如既往地可以像上述那样依次检测呼吸移动。0099下面，说明由根据实施方式1的MRI装置100执行的移动修正方法的处理顺序。图9是示出由根据实施方式1的MRI装置100执行的移动修正。

38、方法的处理顺序的流程图。0100像图9所示的那样，在实施方式1中，首先，每次执行导航时序时，图像重建部13生成导航图像步骤S01。0101接着，体层位置检测部17B通过分析由图像重建部13生成的导航图像，检测表示利用在该导航时序之前执行的成像时序激励的体层的饱和带的位置步骤S02。0102接着，呼吸移动推定部17C基于由体层位置检测部17B检测到的饱和带的位置来推定呼吸移动步骤S03。0103然后，时序修正部17D基于由呼吸移动推定部17C推定的呼吸移动来修正后续执行的成像时序步骤S04。0104在实施方式1中，在腹部等的拍摄中，在拍摄中反复执行上述步骤S01S04的处理。0105像上述那样，。

39、在实施方式1中，时序执行控制部17A交替连续执行收集用来生成诊断图像的数据的成像时序和收集用来生成作为移动检测用的图像的导航图像的数据的导航时序。另外，体层位置检测部17B在每次执行导航时序时，通过分析根据利用导航时序收集的数据生成的导航图像，检测表示利用在该导航时序之前执行的成像时序激励的体层的饱和带的位置。进而，呼吸移动推定部17C基于检测到的饱和带的位置来推定呼吸移动。然后，时序修正部17D，基于推定的呼吸移动来修正后续执行的成像时序。0106由此，在实施方式1中，对于在现有技术中仅仅限于在呼吸停止的期间执行的成像时序，可以在大致整个呼吸周期上执行。另外，由于在成像时序和导航时序之间不设。

40、置空隙时间，所以可以连续执行两个时序。因此，根据实施方式1，可以减少因呼吸而在图像上产生的伪影，并且缩短拍摄时间。0107另外，在实施方式1中，体层位置检测部17B通过对导航图像中的预定方向的轮廓进行模型拟合而检测饱和带的位置。0108因此，根据实施方式1，由于可以用简单的处理从导航图像检测饱和带，所以可以高效率地推定呼吸移动。由此，缩短与呼吸移动的推定有关的处理时间，所以可以进一步缩短拍摄时间。0109另外，在实施方式1中，体层位置检测部17B，通过对在导航图像中在预定方向上排列的像素进行像素差分处理而检测饱和带的位置。0110因此，根据实施方式1，由于可以高精度地从导航图像检测饱和带，所以。

41、可以更正确地推定呼吸移动。由此，可以进一步减少因呼吸移动产生的伪影。0111另外，在实施方式1中，对基于饱和带的位置来推定呼吸移动的情形进行了说明，说明书CN101991417A9/10页12但磁共振成像装置及其控制方法的实施方式不仅限于此。例如，也可以基于因成像时序中的虚拟体层的激励而在导航图像上产生的高信号区域信号强度大的区域的位置来推定呼吸移动。0112于是，下面，作为实施方式2，说明基于虚拟体层的激励而产生的高信号区域来推定呼吸移动的情形。另外，根据实施方式2的MRI装置具有基本上与图1所示的MRI装置100相同的构成。但是，导航时序的种类以及由体层位置检测部17B进行的处理不同。01。

42、13具体地说，在实施方式2中，作为导航时序，时序执行控制部17A执行用来从在与诊断图像的体层不同的位置上设定的虚拟体层收集数据的脉冲时序。图10是示出实施方式2中的成像时序和导航时序的一例的图。0114像图10所示的那样，在实施方式2中，作为导航时序62，时序执行控制部17A执行与成像时序61大致相同的脉冲时序。但是，导航时序62从在与诊断图像不同的位置上设定的虚拟体层收集NMR信号数据参照图10所示的导航时序中的“ACQ”。另外，导航时序62设为不施加MPG脉冲。0115然后，在实施方式2中，体层位置检测部17B检测因成像时序61中的虚拟体层的激励而在导航图像上产生的高信号区域的位置。图11。

43、是用来说明实施方式2中的由虚拟体层产生的高信号区域的检测的图。0116像图11所示的那样，具体地说，体层位置检测部17B分析通过对从虚拟体层收集的NMR信号数据实施FFT快速傅里叶变换得到的Z轴方向的轮廓71。在该轮廓71上，虚拟体层被激励的位置被表示为高信号区域。0117体层位置检测部17B通过对轮廓71进行例如在实施方式1中说明过的模型拟合、像素差分处理，检测由虚拟体层产生的高信号区域的位置。0118例如，像图11所示的那样，体层位置检测部17B通过拟合与实施方式1上下方向相反的井形的模型72，确定高信号区域的位置。然后，体层位置检测部17B把检测到的高信号区域的Z轴上的中心位置Z0作为该。

44、高信号区域的位置而进行检测。0119这样，在实施方式2中，通过取代检测饱和带的位置而检测由虚拟体层产生的高信号区域的位置，可以获得与实施方式1同样的效果。0120另外，在实施方式1和2中，对基于由呼吸移动推定部推定的呼吸造成的部位的移动来修正成像时序的情形进行了说明，但磁共振成像装置及其控制方法的实施方式不仅限于此。0121例如，也可以基于由呼吸移动推定部推定的呼吸造成的部位的移动，进行利用成像时序收集的数据的取舍选择。此时，例如，控制部在每次执行导航时序时，基于由呼吸移动推定部推定的部位的移动来判断部位的移动是否稳定。此时，进而，再在另一时刻执行下一个要执行的成像时序。0122例如，控制部在。

45、推定的部位的移动量超过预定的阈值时判断为部位的移动是稳定的。另外，控制部在推定的部位的移动量为预定的阈值以下时判断为部位的移动是稳定的。或者，也可以是，控制部在推定的部位的移动量落入预定的范围内时判断为部位的移动是稳定的，在推定的部位的移动量未落入预定的范围内时，判断为部位的移动是不稳定的。0123另外，在控制部判断为部位的移动是稳定的时，控制部控制成把利用接下来要执行的成像时序收集的数据作为图像重建用的数据使用。另一方面，控制部控制成，在推定的说明书CN101991417A10/10页13部位的移动量为阈值以下时，在图像重建中不使用利用接下来要执行的成像时序收集的数据。0124另外，也可以基。

46、于由呼吸移动推定部推定的呼吸造成的部位的移动，用在实施方式1和2中说明过的方法修正成像时序，且进行利用修正后的成像时序收集的数据的取舍选择。0125以上，说明了本发明的几个实施方式，但这些实施方式仅仅是例示，不用来限定发明的范围。这些实施方式可以以其它的各种方式实施，在不脱离发明的主要发明构思的前提下，可以做出各种省略、置换、变更。这些实施方式及其变形都包含在发明的范围和主要构思中，同样地，也包含在权利要求书记载的发明及其等同物的范围内。说明书CN101991417A1/10页14图1说明书附图CN101991417A2/10页15图2说明书附图CN101991417A3/10页16图3说明书附图CN101991417A4/10页17图4图5说明书附图CN101991417A5/10页18图6图7说明书附图CN101991417A6/10页19图8说明书附图CN101991417A7/10页20图9说明书附图CN101991417A8/10页21图10说明书附图CN101991417A9/10页22图11图12A图12B说明书附图CN101991417A10/10页23图13说明书附图。