技术领域
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
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，一边对重复回波信号进行取样。
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。
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。
但是，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 1.5T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 900msec～1sec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。
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(Non-cartesian)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，参照非专利文献3)。
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。
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。
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 施加倾斜磁场时的噪声少的特征。
在先技术文献
非专利文献
非专利文献1：G.H.Glover et.Al.，Projection Reconstruction Techniques for Redution of Motion Effects in MRI，Magnetic Resonance in Medicine 28：275-289(1992)
非专利文献2：James G.Pipe，Motion Correction With PROPELLER MRI：Application to Head Motion and Free-Breathing Cardiac Imaging， Magnetic Resonance in Medicine 42：963-969(1999)
非专利文献3：C.B.Ahn，High-Speed Spiral-Scan Echo Planar NMR Imaging-I，IEEE Trans.Med.Imag.1986 vol MI-5 No.1：1-7
发明概要
发明所解决的课题
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像的对比 度。
发明内容
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。
解决课题的手段
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。
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。
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 述重复时间间隔，重复进行所述摄影序列。
发明效果
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
图1是表示第一实施方式的MRI装置的整体构成的框图。
图2是用于说明正交系FSE(Fast Spin Echo：快速自旋回波)序列的 脉冲序列的说明图。
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。
图4是用于说明混合径向FSE序列的脉冲序列的说明图。
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刀锋的说明图，(b)是用于说明 测量空间整体的说明图。
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。
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。
图8是第一实施方式的摄影处理的流程图。
图9是第二实施方式的摄影处理的流程图。
图10是第三实施方式的摄影处理的流程图。
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。
图12是第四实施方式的摄影处理的流程图。
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。
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
(第一实施方式)
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。
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、接收系6、信息 处理系7、生物体信号检测部8。
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。
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，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。
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。
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。
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、以及接收系6。
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。
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，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。
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。
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，将由呼吸传感器获得的脉冲波称为呼吸波 形。
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。
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。
其次，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。
[数1]
I = kρ ( 1 - e - TR T 1 ) e - TE T 2 - - - ( 1 ) ]]>
在此，k为常数，ρ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。
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。
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1.5特斯拉的MRI装置中，将TE设为10msec 程度，将TR设为500～600msec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1.5特斯拉的MRI 装置中，将TE设为120msec程度，将TR设为6000msec程度。
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。
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，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。
一般而言，在FSE序列中，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(TR)211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。
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。
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。
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)。
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。
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成的角度。另外，对刀锋内所测 量的回波信号赋予相位编码。
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。
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。
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Kx’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5(a)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。
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。
图5(b)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。
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。
如图6(a)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“R-R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，与心电波形401 同步地获得图像的重建时所需的数据。另外，“R-R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401-n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。
图6(b)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中。至测量空间421全部 填充为止重复进行该处理。在图6(b)中表示基于第1次心周期内所采集 的回波信号405-1从Ky轴方向上依次对测量空间421进行填充的示例。
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R-R间隔402进行匹配。但是，R-R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R-R间隔一致。
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。
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N(N为自然数)，501-n(n满 足1≤n≤N的自然数)表示拍摄编号为n的拍摄(以下，第n拍摄)。另 外，502-n表示第n拍摄的拍摄开始时刻503-n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501-1，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(501-2、501-3···501-N)是以通常的TR间隔来 执行的。
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。
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。
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cn＝N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，返回至 步骤S1205，执行第cn拍摄。
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。
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，在生物体信号为呼吸的情况 下，与呼期相配合，被检测体1的运动平缓，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。
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。
对于此，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。
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。
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。
(第二实施方式)
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，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。
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。
在此，计算出的时间差502，例如，在第2拍摄501-2中，其结束时 只接收到触发信号401-1。由此，将延迟时刻406-1与开始时刻503-2之间 的时间设为时间差502。另一方面，在第3拍摄501-3中，在本拍摄结束 时，接收到触发信号401-1与401-2。由此，能够得知延迟时刻406-1与 406-2。计算两延迟时刻406-1、406-2分别与开始时刻503-3之间的差的绝 对值502-3-1、502-3-2，将较小的一方设为时间差502。在第4拍摄501-4 也同样地，计算开始时刻与延迟时刻之间的差502-4-1以及502-4-2，将小 的一方设为时间差502。
如第一实施方式中说明的那样，作为延迟时间403，对每一摄影对象 部位将最佳的延迟时间设为摄影参数。由此，从触发信号401经过延迟时 间403后的延迟时刻406起越远离，越容易受周期的体动的影响，测量时 的状态的变动越大。在本实施方式中，对时间差502设置阈值，能够防止 将这样的状态下所采集的回波信号用在图像重建中。
为了实现此，在本实施方式中，第一实施方式具备的同步摄影控制部 还具备：在各拍摄的结束后，将该拍摄的开始时刻起至最近的延迟时刻为 止的时间的绝对值作为时间差来进行计算的时间差计算部；以及基于时间 差计算部的计算结果，来决定该拍摄所获得的回波信号的采用与否的采用 与否决定部。另外，生物体信号接收部具备：从生物体信号检测部8接受 到已接收脉冲波的意思的通知的时刻存储为触发接收时刻的触发信号存 储部。信息处理系7的这些的功能可通过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。
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 9是本实施方式的同步摄影控制部进行的摄影处理的处理流程。另外，触 发信号存储部在以下的处理的期间，每当接收脉冲波，独立于摄影处理而 存储触发接收时刻。
同步摄影控制部在从操作者接受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(步骤S1101)。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S1102)。同步摄影控制部在接 受到来自操作者的开始指示时，等待脉冲波的接收。在接收到脉冲波时(步 骤S1103)，经过作为摄影参数而输入的延迟时间后(步骤S1104)，根 据摄影序列，执行第cn拍摄(步骤S1105)。此时，将拍摄的开始时刻与 计数器的值cn建立对应地存储。
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S1106)。具体而言，将构成摄影的 全拍摄数设为N时，对是否cn＝N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，在还有未执行的拍摄的情况下，同步摄影控制部使时间差 计算部计算第cn拍摄的开始时刻503与最近的延迟时刻406之间的时间 差scn(步骤S1107)。具体而言，计算与从最新的触发接收时刻401起 经过延迟时间403后的延迟时刻406之间的时间差(第一时间差)，以及 如有比最新要靠前1次的触发接收时刻，计算与相对于该触发接收时刻 401的延迟时刻406之间的时间差(第二时间差)。接下来，将第一时间 差以及第二时间差中较小的一方设为时间差scn。
接下来，同步摄影控制部使采用与否决定部对通过该拍摄所获得的回 波信号的采用与否进行判别(步骤S1108)。即，对时间差scn是否在预 先确定的阈值Smax以内进行判别。采用与否决定部在作为scn与Smax 进行比较后的结果是scn为Smax以下时，则判别出步骤S1105中执行的 第cn拍摄所获得的回波信号为可采用。在判别为可采用的情况下，同步 摄影控制部将cn递增1(步骤S1109)，从前次的拍摄开始时刻起等待经 过TR时间(步骤S1110)，其后转移至步骤S1105。
另一方面，在步骤S1108中，在时间差scn比阈值Smax大的情况下， 采用与否决定部将通过该拍摄所获得的回波信号判别为不可采用。由于在 判别为不可采用的情况下，同步摄影控制部再次执行第cn拍摄，因此不 对cn进行递增，从前次的拍摄开始时刻起等待经过TR时间(步骤S1110)， 其后转移至步骤S1105。另外，在步骤S1105中，在与相同计数器的值cn 建立对应的开始时刻已被存储的情况下，将其更新为新的开始时刻。
如上所述，本实施方式的同步摄影控制部进行摄影的控制，实现本实 施方式的同步摄影，利用判别为可采用的回波信号对测量空间进行填充。
根据本实施方式，与第一实施方式同样地，在适用非正交系取样法的 摄影序列中既利用同步摄影法，也维持TR时间，所以，能够获得与第一 实施方式同样的效果。并且，根据本实施方式，在拍摄的开始时刻从延迟 时刻406起较大地远离的情况下，隔开TR间隔，再执行相同拍摄编号的 拍摄。由此，由于不将较大地远离延迟时刻406且基于周期性运动的被检 测体的状态较大不同的定时所采集的回波信号用于图像重建，所以，能够 更进一步提高图像的品质。
另外，在判别中利用的Smax的值被预先设定为摄影效率不降低且运 动的影响不明显的情形下的值。例如，在呼吸同步法的情况下设定为1秒 程度，心电同步法的情况下设定为数百毫秒程度。
另外，在上述实施方式中，在将规定的拍摄(例如，第n拍摄)所获 取的回波信号判别为不采用的情况下，在下一时间间隔TR将该拍摄(第 n拍摄)重新予以执行，但并不限于此。例如，也可以为：与第一实施方 式同样地，按照拍摄编号顺序依次执行全拍摄，在全拍摄均执行后进行被 判别为不采用的拍摄(第n拍摄)这样的构成。
(第三实施方式)
其次，对适用本发明的第三实施方式进行说明。本实施方式的MRI 装置基本上具有与第一以及第二实施方式同样的构成。在第二实施方式 中，根据各拍摄的时间差，来决定是否采用所采集的回波信号。在本实施 方式中，根据每次拍摄的时间差，对所采集的回波信号进行加权。以下， 关于本实施方式的测量序列，以与第一实施方式不同的构成为要点进行说 明。
如第一实施方式所说明的那样，对摄影对象部位选择最佳的延迟时间 403。由此，拍摄的开始时刻越离开延迟时刻406，即，时间差502越大， 所采集的回波信号的品质越降低。在本实施方式中，将依存于时间差502 而单调减小的函数导入作为权重系数计算函数C(s)，每当进行拍摄，将 所获得的值作为权重系数，并与所采集的回波信号进行相乘。如此，抑制 在时间差502较大的状态下所采集的回波信号对重建图像的影响。
为了实现此，在本实施方式中，第一实施方式所具备的同步摄影控制 部还具备：在各拍摄的结束后，对从该拍摄的开始时刻起至最近的延迟时 刻为止的时间的绝对值计算为时间差的时间差计算部；以及基于时间差计 算部的计算结果，对通过该拍摄所获得回波信号乘以权重系数，对信号强 度进行补正的信号强度补正部。另外，生物体信号接收部具备：将从生物 体信号检测部8接受到已接收脉冲波的意思的通知的时刻存储为触发接收 时刻的触发信号存储部。信息处理系7的这些的功能是通过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。即使 在本实施方式中，触发信号存储部在同步摄影控制部进行的摄影处理的期 间，每当接收脉冲波，独立地存储触发接收时刻。
图10是本实施方式的同步摄影控制部进行的摄影处理的处理流程。 如本图所示，同步摄影控制部在从操作者接受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(步骤S1301)。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S1302)。同步摄影控 制部在从操作者接受到开始的指示时，等待脉冲波的接收。在接收到脉冲 波时(步骤S1303)，在经过了作为摄影参数而输入的延迟时间后(步骤 S1304)，根据摄影序列，执行第cn拍摄(步骤S1305)。此时，将拍摄 的开始时刻与计数器cn的值建立对应地存储。
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S1306)。具体而言，将构成摄影的 全拍摄数设为N时，对是否cn＝N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，同步摄影控制部使时间差计 算部计算第cn拍摄的开始时刻503与最近的延迟时刻406之间的时间差 scn(步骤S1307)。具体而言，计算与从最新的触发接收时刻401起经过 延迟时间403后的延迟时刻406之间的时间差(第一时间差)，以及如有 比最新要靠前1次的触发接收时刻，计算与相对于该触发接收时刻401的 延迟时刻406之间的时间差(第二时间差)。接下来，将第一时间差以及 第二时间差中的较小的一方设为时间差scn。
接下来，同步摄影控制部使信号补正部对通过该拍摄所获得的回波信 号的信号强度进行补正(步骤S1308)。补正是通过将根据步骤S1307计 算的时间差scn所获得的权重系数C(scn)与回波信号进行相乘来进行的。 在补正后，同步摄影控制部将cn递增1(步骤S1309)，等待从前次的拍 摄开始时刻起经过TR时间(步骤S1310)，其后转移至步骤S1305。
另外，在上述摄影处理中，每当拍摄结束，计算时间差scn并对回波 信号的信号强度进行补正，但也并不限于此。例如，也可以构成为：与各 拍摄的拍摄编号cn建立对应地存储时间差scn，在图像重建前进行补正。
其次，对信号强度补正部所利用的权重系数计算函数C(s)的一个示 例进行说明。图11是表示本实施方式的权重系数计算函数C(s)601的 一个示例。另外，假设执行的摄影序列为图4以及图7所示的序列。本图 所示的权重系数计算函数C(s)601在时间差s为0时其为1，并随着时 间差s増加从1起呈线性减小，时间差s为Smax以上时其成为0。图的横 轴表示图7的各拍摄501的时间差502。该权重系数计算函数C(s)601 通过以下的式(2)表示。
[数2]
C ( s ) = 1.0 - s S max s ≤ S max 0.0 S max < s - - - ( 2 ) ]]>
另外，上述的权重系数计算函数C(s)是预先设定且保持在存储装置 72等中的。另外，Smax设定为与第二实施方式同样。
如以上说明的那样，根据本实施方式，信号强度补正部根据各拍摄的 时间差s，利用通过权重系数计算函数C(s)所计算出的权重系数对所获 得的回波信号的强度进行补正。由此，在测量空间中，能够降低通过在时 间差s较大的定时所执行的拍摄而采集到的回波信号的值的贡献度。由此， 由于基于这样地对测量空间进行填充的回波信号来对图像进行重建，所 以，根据本实施方式，能够进一步抑制运动的影响，在第一实施方式中获 得的效果的基础上，能进一步提高图像的品质。
另外，在上述实施方式中，对1拍摄内所采集的回波信号乘以相同权 重系数。但是，例如，如在图4以及图5中说明的那样，混合径向法中， 对每一刀锋322，对测量空间321的中心部即低空间频率区域进行测量。 由此，测量空间321的中心部存在数据过剩。另一方面，图像的边缘等的 包含微细的构造部的信息的高空间频率区域的数据则较少。为了补偿，也 可以构成为：针对上述补正后的各拍摄的回波信号，根据测量空间的配置 位置，进一步乘以权重系数。此时，按照距原点的距离越远贡献度越高的 方式来决定权重系数。
图11(b)表示图5所示的1个刀锋322。混合径向法中，1个刀锋 322是由相位编码方向(Ky)与读出方向(Kx)所规定的2维空间。刀锋 322内的各点P(kx，ky)804的距原点的距离R(kx，ky)602通过以下 的式(3)来进行计算。
[数3]
R ( kx , ky ) = kx 2 + ky 2 - - - ( 3 ) ]]>
在通过第cn拍摄所获取的回波信号被配置的刀锋的情况下，权重系 数是基于作为从初期值C(scn)起伴随着距离R的増加而増加的单调増 加函数的权重系数计算函数B(R)来进行计算的。图11(c)表示该权重 系数计算函数B(R)的示例。权重系数计算函数B(R)603在各拍摄中 其初期值C(scn)不同，从该初期值C(scn)起随着距离R的増加而呈 线性减小，距离R成为规定的值Rmax以上时，而成为1。图的横轴表示 回波信号的各取样点的距原点的距离R。权重系数计算函数B(R)通过 以下的式(4)表示。
[数4]
B ( R ( kx , ky ) ) = C ( scn ) + ( 1.0 - C ( scn ) ) ( R ( kx , ky ) ) R max R ( kx , ky ) ≤ R max 1.0 R max < R ( kx , ky ) - - - ( 4 ) ]]>
上述权重系数计算函数B(R)是预先被设定且被保持在存储装置72 等中的。另外，例如在将读出方向的取样点数设为Pnt时，Rmax设定为 一半等。另外，关于基于由权重系数计算函数B(R)所计算出的权重系 数所进行的信号强度的补正，信号强度补正部在进行了基于上述时间差s 的信号强度补正后进行。
通过这样的构成，针对以时间差s的值而进行加权后的各回波信号群， 进一步基于距中心的距离R而进行加权。此时，图像的边缘等的包含有微 细的构造部的信息的高空间频率区域的加权设定得较大(在此，1.0)。由 于基于这样地对测量空间进行填充的回波信号来进行图像的重建，在抑制 了运动的影响的图像中，能够减小模糊的影响，进而能够提高图像的品质
在本实施方式中，以第一实施方式为基础，示出了将时间差s超过最 大Smax的情况下的权重系数设为0.0。但是，也可以构成为：通过第二实 施方式与本实施方式的手法进行组合，在时间差s超过了Smax的情况下， 对回波信号进行再获取。在该情况下，同步摄影控制部在第二实施方式的 构成的基础上具备信号强度补正部即可。
另外，在本实施方式中，图11(a)中利用1次函数作为用于计算权 重系数的函数，但也可以构成为：利用2次函数，根据变量而进一步改变 加权的施加方法。或者，也可以构成：基于用于判定时间差s的阈值来对 区域进行分割，由此设定权重系数。这对于图11(c)的与距离R相应的 权重系数，也是相同的。
(第四实施方式)
其次，对适用本发明的第四实施方式进行说明。本实施方式的MRI 装置基本上具有与上述第一至第三实施方式的任意方式同样的构成。不 过，在本实施方式中，对本摄影的摄影序列，利用进行三维测量的序列。 以下，关于本实施方式的测量序列，以与上述各实施方式不同的构成为要 点进行说明。
在基于非正交系取样法的三维测量中，每当进行拍摄，除改变对G1 轴以及G2轴施加的倾斜磁场脉冲以外，还改变切层编码倾斜磁场脉冲施 加轴(切层轴)方向的施加量。
在本实施方式中，根据时间差s来变更层编码倾斜磁场脉冲的振幅。 如在上述各实施方式所述的那样，对每个摄影对象部位选择最佳的延迟时 间403。由此，拍摄的开始时刻离延迟时刻406越远，即，时间差502越 大，所采集的回波信号的品质越低。在本实施方式中，按照通过时间差502 越小的拍摄所采集的回波信号，采集越接近与测量空间的层方向的中心部 的回波信号的方式，来决定层编码倾斜磁场脉冲的振幅。将基于时间差s2 而单调増加的函数作为切层位置决定函数Kz(s2)而导入，并利用该结果 对每次拍摄来决定振幅。
为了实现此，在本实施方式中，第一实施方式所具备的同步控制部还 具备：各拍摄结束后，将最新的延迟时刻406起至下一拍摄的开始时刻503 为止的时间作为第二时间差而进行计算的第二时间差计算部；以及基于第 二时间差计算部的计算结果，来决定切层编码倾斜磁场脉冲振幅的振幅决 定部。另外，生物体信号接收部具备：将从生物体信号检测部8接受到已 接收脉冲波的意思的通知的时刻作为触发接收时刻而存储的触发信号存 储部。信息处理系7的这些的功能可通过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。
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 12是本实施方式的同步摄影控制部进行的摄影处理的处理流程。另外，触 发信号存储部在以下的处理的期间，每当接收脉冲波，独立于摄影处理而 存储触发接收时刻。
同步摄影控制部在从操作者接受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(步骤S1401)。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S1402)。同步摄影控制部在接 受到来自操作者的开始指示时，等待脉冲波的接收。在接收到脉冲波时(步 骤S1403)，经过作为摄影参数而输入的延迟时间后(步骤S1404)，根 据摄影序列，执行第cn拍摄(步骤S1405)。另外，由于第1拍摄的与最 新延迟时刻之间的时间差为0，所以切层编码倾斜磁场脉冲的振幅设为0。 另外，此时，将拍摄的开始时刻ts(cn)与计数器的值建立对应地存储。
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S1406)。具体而言，将构成摄影的 全拍摄数设为N时，对是否cn＝N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，同步摄影 控制部使计数器cn递增1(步骤S1407)。
其后，同步摄影控制部计算下一拍摄(在此，第cn拍摄)的第二时 间差s2(cn)。具体而言，第二时间差计算部首先对下一拍摄的开始时间 ts(cn)进行计算(步骤S1408)。这是在前次的拍摄(在此，第(cn-1) 拍摄)的开始时刻ts(cn-1)上加上TR来获得的。另外，计算出的开始 时刻ts(cn)与计数器的值cn建立对应地进行存储。接下来，将从最新的 触发接收时刻401起经过延迟时间403后的延迟时刻406作为最新的延迟 时刻，从下一拍摄的开始时刻ts(cn)减去最新的延迟时刻，来计算第二 时间差s2(cn)(步骤S1409)。
接下来，同步摄影控制部使振幅决定部决定下一拍摄(在此，第cn 拍摄)的切层编码倾斜磁场脉冲的振幅。在此，振幅决定部首先根据切层 位置函数Kz(s2)计算下一拍摄的切层编码倾斜磁场脉冲的切层值(步骤 S1410)。接下来，根据将切层值与振幅建立对应的函数A(Kz)，决定 获得该切层值的振幅(步骤S1411)。
其次，同步摄影控制部等待从前次的拍摄开始时刻其经过TR时间(步 骤S1412)，其后转移至步骤S1405，执行第cn拍摄。此时，振幅决定部 利用通过步骤S1411所决定的振幅A(Kz)。
通过以上的顺序，本实施方式的同步摄影控制部进行摄影处理，实现 同步摄影，对测量空间进行填充。接下来，对振幅决定部所利用的切层位 置决定函数Kz(s2)进行说明。图13是基于第二时间差s2来决定测量空 间中的切层方向的位置的切层值决定函数Kz(s2)701的一个示例。在此 所示的函数是第二时间差s2在有效的范围(0≤s≤Smax)内，基于时间 差s而从0呈线性増加的函数。图的横轴表示图7的各拍摄501的回波信 号采集时的第二时间差。
在确定切层值Kz(s2)后，决定切层编码倾斜磁场脉冲的振幅A(Kz) 以测量该切层值的切层。
另外，如图13所示的切层值决定函数Kz(s2)通过以下的式(5)表 示。
[数5]
Kz ( s 2 ) = K max × s 2 S max s 2 ≤ S max None S max < s 2 - - - ( 5 ) ]]>
在此，与上述各实施方式同样，Smax是预先确定的阈值。另外，Kmax 是第二时间差s2为Smax时的Kz(s2)的值。如此，本实施方式的切层 值决定函数Kz(s2)中，在第二时间差s2超过了Smax的情况下，通过 该拍摄所获得的回波信号将不被用于图像的重建。
另外，该切层值决定函数Kz(s)是预先设定且被保持在存储装置72 等中。另外，通过式(5)所计算的Kz(s2)仅为正的值，在测量空间中， 由于为同等，可利用Kz(s2)以及-Kz(s2)的任意值。另外，可以构成 为：在先获得Kz(s2)，其次获得相同第二时间差s2的情况下，可利用 -Kz(s2)。另外，也可以构成为：每次拍摄，交替地分配正负的值。
如以上说明的那样，根据本实施方式，根据从延迟时刻起的第二时间 差来决定切层编码倾斜磁场的振幅，所以，能够将更好品质的回波信号配 置于测量空间的切层方向的低空间频率区域。由此，即使是三维测量，也 与第一实施方式同样地，能够以所希望的对比度来获得高品质且稳定的图 像。
另外，根据本实施方式的手法，只要是第二时间差s2为相同的拍摄， 获得相同的切层值Kz(s2)。由此，存在重复获得相同切层值Kz(s2) 的情况。振幅决定部也可以构成为：对这样情况也予以考虑的基础上决定 振幅。利用图14对该情况下的振幅决定处理进行说明。另外，振幅决定 处理是从上述处理的步骤S1408至S1411的处理。在此，构成为：所决定 的与测量被执行的各振幅A(Kz)对应的切层值Kz(s2)作为执行完成 切层值而进行保持。
通过上述步骤S1408以及1409的手法，计算第二时间差s2(步骤 S1501)。在此，将所计算的第二时间差s2设为s2cn。接下来，通过切层 值决定函数Kz(s2)，计算切层值Kz(s2cn)(步骤S1502)。对所计 算出的切层值Kz(s2cn)的切层是否已获取进行判别(步骤S1503)。判 别是对作为执行完成切层值而计算出的Kz(s2cn)是否已被保持进行判别， 若已被保持，则判别为执行完成。
在尚未被执行的情况下，将计算出的振幅Kz(s2cn)作为执行完成切 层值进行保持，并且，将与Kz(s2cn)对应的振幅A(Kz)决定为振幅 (步骤S1504)。接下来，结束振幅决定处理。另一方面，在被执行的情 况下，对计算出的振幅Kz(s2cn)的负的值即-Kz(s2cn)的切层是否已 被获取进行判别(步骤S1505)。在尚未被执行的情况下，将-Kz(s2cn) 保持为执行完成切层值，并且将对应的振幅A(Kz)决定为振幅(步骤 S1506)。接下来，结束振幅决定处理。
在-Kz(s2cn)也被执行的情况下，使作为第二时间差s2而获得的值 s2cn增加以下的式(6)表示的Δs(s2cn＝s2cn+Δs)(步骤S1407)。
[数6]
Δs = K max S max - - - ( 6 ) ]]>
接下来，对増加后的第二时间差s2cn是否超过预先确定的阈值Slimit 进行判别(步骤S1508)。在未超过的情况下，返回步骤S1402，继续处 理。在已超过的情况下，将与当初的Kz(s)对应的A(s)设为振幅，并 且，输出表示已执行完成的标记，结束振幅决定处理。
另外，Slimit是按照摄影效率不降低且运动影响不明显的方式来进行 设定的。例如，可作为第二时间差s2的函数。在该情况下，在第二时间 差s2较小的情况下，所获得的回波信号的品质高，将Slimit设定得大，扩 大获取切层的可能性，在第二时间差s2较大的情况下，将Slimit设定得小， 使获取切层范围变窄。
另外，在通过本振幅决定处理，输出表示已执行完成的标记，并且决 定了振幅的情况下，同步摄影部虽执行摄影序列但不采集回波信号。或者 虽然执行摄影序列并采集回波信号，但在图像重建中不使用。
通过这样地构成振幅决定处理，能够避免重复采集相同振幅下的回波 信号。另外，即使在不必获取回波信号的情况下，通过保持重复时间不变 地执行序列，能够确保图像的对比度。
另外，在上述本实施方式中，切层方向以外的摄影处理以利用第一实 施方式的摄影处理的情况为例进行了说明，但是，也可以利用第二实施方 式以及第三实施方式的任意一者。另外，也可以构成为：针对切层方向的 回波信号，与第三实施方式同样地，适用权重系数。通过对切层方向也适 用权重系数，能进一步提高画质。
另外，在上述第一至第三实施方式中，以2维测量为例进行了说明， 但也可进行三维测量。
并且，在上述实施方式中，作为非正交系取样法，以利用混合径向取 样法的情况为例进行了说明，但也不限于非正交系取样法。例如，也可以 是径向取样法。更进一步，也可以是对测量空间呈旋涡状进行取样的螺旋 法。
以上是适用本发明的具体实施方式。但是，本发明并不限于以上的各 实施方式中所揭示的内容，在本发明的宗旨下可取各种方式。
符号说明
1-被检测体，2-静磁场产生系，3-倾斜磁场产生系，4-定序器， 5-发送系，6-接收系，7-信息处理系，8-生物体信号检测部，10- MRI装置，31-倾斜磁场线圈，32-倾斜磁场电源，51-发送线圈，52 -高频振荡器，53-调制器，54-高频放大器，61-接收线圈，62-放大 器，63-正交相位检波器，64-A/D变换器，71-CPU，72-存储装置， 73-外部存储装置，74-显示装置，75-输入装置，200-正交系FSE序 列，201-激励RF脉冲，202-切层选择倾斜磁场脉冲，203-切层重相脉 冲，204-频率失相倾斜磁场脉冲，205-反转RF脉冲，206-切层选择倾 斜磁场脉冲，207-相位编码倾斜磁场脉冲，208-频率编码倾斜磁场脉冲， 20-9取样窗，210-回波信号，211-时间间隔(TR)，212-时间间隔， 221-测量空间，222-框块，300-混合径向FSE序列，301-读出失相倾 斜磁场脉冲，302-读出失相倾斜磁场脉冲，307-读出倾斜磁场脉冲，308 -读出倾斜磁场脉冲，310-回波信号，311-时间间隔，312-时间间隔， 321-测量空间，322-刀锋，401-心电波形，402-R-R时间，403-延 迟时间，404-时间间隔，405-回波信号群，406-延迟时刻，421-测量 空间，501-拍摄，502-时间差，503-拍摄开始时刻，601-权重系数计 算函数，602-距原点的距离R，603-权重系数计算函数，701-切层值 决定函数。