CN101232845B - 磁共振成像装置 - Google Patents

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Abstract

一种MIR装置，包括用于产生静磁场、倾斜磁场和高频磁场的各磁场的部件以及用于接收从被检体产生的回声信号的部件，以及包括：在改变检测轨迹的相对于k空间坐标轴的角度的同时计测与k空间的一个以上的计测轨迹对应的回声数据、并收集对每个角度的至少一个计测数据的摄影部件；和将所述计测数据再配置在k空间中并进行图像重建的图像重建部件，其中，图像重建部件在将计测数据再配置在k空间中之前，对每个角度，以从计测数据中选择的基准数据为前提，算出补正用相位，并使用算出的补正用相位来对计测数据进行相位补正。由此不延长摄影时间，降低由倾斜磁场的非线性或者磁场不均匀性引起的赝象。

Description

磁共振成像装置
技术领域
本发明涉及一种磁共振成像(以下简称为“MIR”)装置，该磁共振成像装置是利用核磁共振(以下简称为“NMR”)现象得到被检体的检测部位的断层图像，特别是涉及用于降低在使用将k空间以放射状采样的序列时发生的赝象的技术。
背景技术
在MRI装置中，当在摄影中被检体移动的情况下，其影响达到整个图像，产生在相位编码方向上图像流动那样的赝象(以下简称为“体动赝象”)。这是因为，在对一般被称为k空间的数据空间上的各格子点的回声信号进行采样时，在相位编码方向上重复进行与频率编码方向平行的采样(以下称为“正交系(Cartesian)”采样法)。
与这种正交系(Cartesian)采样法相对，还有被称为非正交系(Non-Cartesian)采样的方法，径向采样法(非专利文献1)或者在径向采样法中组合了相位编码的混合径向法([非专利文献2]，在这篇文献中被称为推进器MRI法)是其一个例子。
径向采样法是将k空间的大致一点(一般为原点)作为旋转中心，在改变旋转角同时进行放射状采样，由此得到在一副图像重建中所需的回声信号的技术。在使用径向采样法进行摄影的情况下，由于通过进行放射状采样，使体动赝象分散在图像的周边(也就是，出现在应该关注的视野的外侧)，因此与正交系采样法的摄影相比较，体动赝象变得不显著，相对于体动，一般认为鲁棒(ロバスト)。
可是，对于径向采样法，由于以放射状取得k空间，因此在每个回声信号中，摄影面内的读出和倾斜磁场的分配是不同的。因此，在存在倾斜磁场的非线性或者磁场不均匀性时，其影响在每个回声信号都发生变化。就是说，基于k空间的坐标进行计算，序列执行时的倾斜磁场施加量和回声信号取得时实际施加的倾斜磁场量不同，回声信号不能够配置在正确的k空间的坐标上。由此，与正交系采样法相比，径向采样法存在由于倾斜磁场的非线性或磁场不均匀性而容易在图像中产生赝象之类的问题。为了在径向采样法中补正上述赝象，有在序列执行之前预先测量倾斜磁场的非线性、由此反映此计测的方法[非专利文献3]。
非专利文献1：G.H.Glover等，Projection ReconstructionTechniques for Reduction of Motion Effectsin MRI，Magnetic Resonancein Medicine 28：275-289(1992)
非专利文献2：JamesG.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：D.C.Peters等，Centering the ProjectionReconstruction Trajector y：Reducing Gradient Delay Errors，Magnetic Resonance in Medicine 50：1-6(2003)。
在[非专利文献3]公开的方法中，由于需要用于测量倾斜磁场的非线性的多余计测，因此存在全摄影时间延长的课题。
发明内容
因此，本发明是为了解决上述课题而设计的，其目的是在径向采样法或混合径向法中，在不进行附加的数据计测的状态下，不延长摄影时间，降低由于倾斜磁场的非线性或者磁场不均匀性引起的赝象。
为了解决上述课题，如下述那样构成本发明的MRI装置。
本发明的MRI装置的特征在于：包括：用于产生静磁场、倾斜磁场和高频磁场的各磁场的部件；以及用于接收从被检体产生的回声信号的部件，还包括：摄影部件，在改变计测轨迹相对于k空间坐标轴的角度的同时计测在k空间中与一个以上的计测轨迹对应的回声数据，并对每个角度收集至少一个计测数据；和图像重建部件，将所述计测数据在所述k空间中再配置并进行图像重建重建，所述图像重建部件包括：在将计测数据再配置在k空间中之前，对所述每个角度，以从所述计测数据中选择的基准数据为基础算出补正用相位，并使用算出的补正用相位来对所述计测数据进行相位补正的部件。
本发明的MRI装置，例如可以适用于利用径向采样法或混合径向法进行计测的MRI装置，在前者情况下，摄影部件对于一个角度计测与一个计测轨迹对应的回声，图像重建部件将该一个回声作为所述基准数据。在后者情况下，摄影部件对于一个角度计测与相位编码后的多个平行轨迹相对应的回声，图像重建部件将从所述多个回声中选择的至少一个回声作为所述基准数据。
而且，在本发明中，所谓计测轨迹，意味着通过k空间中配置的回声数据在k空间中描绘的假想的线，计测轨迹由用于发生一个回声所施加的倾斜磁场决定。所谓平行轨迹，意味着在k空间中是互相平行的计测轨迹。
本发明的MRI装置，可以降低在径向采样法或混合径向法中由倾斜磁场的非线性或静磁场不均匀性引起的赝象。
在本发明的MRI装置中，相位补正部件例如关于k空间坐标的一个轴将基准数据进行傅里叶变换，使变换后的数据的、在被检体存在的位置上的相位设为补正用相位。或者，将基准数据关于k空间坐标的一个轴进行傅里叶变换，使变换后的数据的相位设为补正用相位，由此补正各个坐标位置。或者，将基准数据关于k空间坐标的一个轴进行傅里叶变换，将变换后的数据的相位进行函数拟合后设为补正用相位。
本发明的MRI装置还可以适用于进行连接摄影的MRI装置。
例如，摄影部件在改变相对于计测轨迹的k空间坐标轴的角度的同时计测与k空间中的一个以上的计测轨迹相对应的回声数据，重复获取一组的计测数据，所述相位补正部件选择所述一组的计测数据中的一个并算出补正用相位，使用该补正用相位，对其它计测数据进行补正。
本发明的MRI装置还可以适用于在移动承载了被检体的床的同时进行摄影的MRI装置。
例如，本发明的MRI装置还包括将被检体在静磁场中移动的移动部件，所述摄影部件在改变相对于计测轨迹的k空间坐标轴的角度的同时、实施与k空间中一个以上的计测轨迹相对应的回声数据，使一组计测数据的获取与由所述移动部件引起的被检体的移动同步并重复进行，所述相位补正部件在所述反复中，对一个以上的所述一组的计测数据的每次获取、更新补正用相位，将更新后的补正用相位适用于更新后获取的计测数据并进行相位补正。
本发明相对于径向采样法、或者在径向采样法中组合了相位编码的混合径向法，通过从获取的数据算出由于静磁场不均匀性或者倾斜磁场的非线性引起的回声信号的峰值偏移并进行补正，不进行附加的数据计测、不延长摄影时间，可以降低由于图像的信号消失等的静磁场不均匀性或者倾斜磁场的非线性引起的赝象。
附图说明
图1是表示适用于本发明的MRI装置的整体结构图。
图2是说明适用于本发明的径向MRI法的倾斜回声的脉冲序列的图。
图3是说明适用于本发明的混合径向法的脉冲序列的图。
图4是说明一般的倾斜回声的脉冲序列的图。
图5是说明采样法和k空间的图。
图6是说明倾斜磁场误差的影响的图。
图7是说明倾斜磁场偏移量的影响的图。
图8是说明本发明第一实施方式的信号处理的图。
图9是说明本发明的信号处理的图。
图10是说明本发明第二实施方式的信号处理的图。
图11是说明本发明第三实施方式的信号处理的图。
图12是说明将本发明适用于连续摄像的第四实施方式的图。
图13是说明将本发明适用于床移动摄像的第五实施方式的图。
符号说明
1被检体；2静磁场发生系统；3倾斜磁场发生系统；4序列发生器；5发送系统；6接收系统；7信号处理系统；8中央处理装置(CPU)；9倾斜磁场线圈；10倾斜磁场电源；11高频发生器；12调制器；13高频放大器；14a高频线圈(发送侧)；14b高频线圈(接收侧)；15放大器；16正交相位检波器；17A/D变换器；18磁盘；19光盘；20显示器；501高频脉冲；502切片(slice)选择倾斜磁场；503相位编码倾斜磁场脉冲；504频率编码倾斜磁场脉冲；505数据采样窗；506回声信号；507重复时间间隔；508图像取得时间。
具体实施方式
下面基于附图说明本发明的实施方式。而且，在用于说明发明的实施方式的所有附图中，具有相同功能的部件用相同的符号表示，并省略其重复说明。
图1是表示适用于本发明的MRI装置的一个例子的整体结构的方框图。这种MRI装置，如图1所示，由于利用NMR现象得到被检体的断层图像，因此构成为包括静磁场发生系统2、倾斜磁场发生系统3、发送系统5、接收系统6、信号处理系统7、序列发生器4以及中央处理装置(CPU)8。
静磁场发生系统2，由于在被检体1周围的空间中在其体轴方向或与体轴正交的方向产生均匀静磁场，因此在被检体1的周围配置永久磁体方式或常导电方式或者超导电方式的磁场发生部件。
倾斜磁场发生系统3由在X、Y、Z三轴方向卷绕的倾斜磁场线圈9以及用于驱动各个倾斜磁场线圈的倾斜磁场电源10构成，通过按照来自后述的序列发生器4的命令驱动各个线圈的倾斜磁场电源10，向被检体1施加X、Y、Z三轴方向的倾斜磁场。通过组合三轴方向的倾斜磁场，在任意方向产生切片方向倾斜磁场脉冲(Gs)并相对于被检体1设定切片面，同时，在任意方向上产生相位编码方向倾斜磁场脉冲(Gp)以及频率编码方向倾斜磁场脉冲(Gf)，在回声信号中编码各个方向的位置信息。
序列发生器4利用按照某个规定脉冲序列重复施加高频磁场脉冲(以下称为“RF脉冲”)和倾斜磁场脉冲的控制部件，在CPU 8的控制下操作，并向发送系统5、倾斜磁场发生系统3以及接收系统6发送被检体1的断层图像的数据收集所需的各种命令。
发送系统5为了在构成被检体1的生物组织的原子的原子核旋转上引起核磁共振而照射RF脉冲，由高频发生器11、调制器12、高频放大器13以及发送侧的高频线圈14a构成。根据由来自序列发生器4的指令产生的时序，利用调制器12将从高频发生器11输出的高频脉冲进行振幅调制，通过将这个振幅调制后的高频脉冲在高频放大器13中放大之后、供给临近配置在被检体1的高频线圈14a，由此向被检体1照射电磁波(RF脉冲)。
接收系统6检测由构成被检体1的生物组织的原子核旋转的核磁共振而发出的回声信号(NMR信号)，由接收侧的高频线圈14b、放大器15、正交相位检波器16以及A/D变换器17构成。由从发送侧的高频线圈14a发射的电磁波引起的被检体1的响应电磁波(NMR信号)由在被检体1附近配置的高频线圈14b检测出，并由放大器15放大，之后，根据由来自序列发生器4的指令产生的时序，通过正交相位检波器16分割成正交的两个系统的信号，分别在A/D变换器17中变换成数字量，并发送给信号处理系统7。
信号处理系统7具有光盘19、磁盘18等的外部存储装置以及由CRT等构成的显示器20，当来自接收系统6的数据被输入到CPU 8中时，CPU 8进行信号处理、图像重建等处理，作为结果，在显示器20中显示出被检体1的断层图像，同时记录在外部存储装置的磁盘18等中。
而且，图1中，发送侧和接收侧的高频线圈14a、14b以及倾斜磁场线圈9被配置在设置于被检体1周围的空间中的静磁场发生系统2的静磁场空间内。
对于现在MRI装置的摄影对象旋转种类，在临床上普及的是被检体的主要构成物质即质子。通过对质子密度的空间分布或者激励状态的缓和现象的空间分布进行图像化，可以对人体头部、腹部、四肢等的形态或者功能进行二维或三维摄影。
接下来，说明在上述MRI装置中实施的摄影方法。在图2和图3中，作为由适用于本发明的径向采样法(以下称为“径向MRI法”)以及混合径向(还称为推进器MRI)法产生的脉冲序列的例子，示出了各个倾斜回声系的脉冲序列。此外，图4中示出了利用正交系采样法产生的脉冲序列，图5 (a)、(b)、(d)中示出了利用这些脉冲序列获取的数据的k空间的配置。
图2～4的RF、A/D、echo分别表示RF脉冲501、AD变换(采样窗)505、回声信号(图2中的603，图3中的707～710，图4中的506)的时序。Gs、Gp、Gr表示切片倾斜磁场、相位编码倾斜磁场、频率编码倾斜磁场的轴。在径向MRI法和混合径向法中，Gp、Gr的两个轴的倾斜磁场被施加作为相位编码倾斜磁场脉冲以及频率编码倾斜磁场脉冲。图2中的507、图3中的702、图4中的507表示计测的重复或者重复时间(RF脉冲501的间隔)，图2中的506、图3中的701以及图4中的508表示图像获取时间。
首先，说明图2中所示的径向MRI法的脉冲序列。这种脉冲序列与图4所示的正交系采样法的不同之处在于，在相位编码倾斜磁场的轴Gp上施加与频率编码倾斜磁场相同的倾斜磁场601，以及对于脉冲序列的各个重复507的每次重复，都改变施加于Gp、Gr轴上的倾斜磁场601、602的振幅。k空间的纵轴和横轴由于分别对应于相位编码倾斜磁场以及频率编码倾斜磁场的轴，因此通过在脉冲序列的各个重复507中使用不同的量的倾斜磁场601、602的振幅，可以将k空间的大致一点作为中心来获取放射状旋转的数据。
图5(b)示出了将使用图2的脉冲序列而采样的回声信号配置在k空间中的结果。图5(b)是将507进行12次重复、获得各个603-1～603-c的回声信号的情况。这种情况下，为了均等地埋置k空间所需的旋转角Δθ(802)为：
Δθ＝π/12    (1)
为了进行这种采样，当在正交系采样法中使用的频率编码倾斜磁场的输出为G、重复序号为n(1≤n≤12)时，Gp轴、Gr轴的倾斜磁场输出GR、GP为：
GP＝G×sin(Δθ×(n-1))    (2)
GR＝G×cos(Δθ×(n-1))    (3)
径向MRI法的优点是：与正交系采样法的情况相比，即使回声数量少，分辨能力也很好，并且使体动造成的幻像或赝象难以发生。此外，通过调整摄影时的旋转角，可以减少被检体的体动对图像质量的影响。
混合径向法的脉冲序列是在上述径向MRI法上附加了相位编码，如图3所示，将计测701分割成多个(图中为4个)块(block)702-1～702-4，获取各个块内的多个(图中为5个)回声信号。这种脉冲序列和图2所示的径向MRI法的脉冲序列之间的不同在于：按照在每个块702-1～702-4上成为不同的k空间上的旋转角的方式，设定倾斜磁场输出，在各个块702-1～702-4内，附加相位编码脉冲。在图3中，倾斜磁场脉冲703、704是根据旋转角度而使输出改变的倾斜磁场脉冲，在倾斜磁场脉冲703、704之前输出的倾斜磁场脉冲705、706是附加相位编码量的倾斜磁场脉冲。在图中的情况下，当在第一块702-1内获得了相位编码量705-1不同的5个回声信号707-1～707-5之后，移动到第二块702-2，获得相位编码量705-2和706-2不同的5个回声信号708-1～708-5。对第三块702-3、第四块702-4也同样进行这个操作，获得回声信号709-1～709-5、710-1～710-5，从而获得图像重建所需的全部回声信号。此外，在图中的情况下，由于按照块702-1与Ky轴平行、块702-3与Ky轴平行的方式执行序列(块702-1和块702-3互相正交)，因此在倾斜磁场块706-1和705-3中不含相位编码成分，输出是一定的。
将这样获得的回声信号、在k空间中配置的结果示于图5(d)中。在这种情况下，对于各块702-1～702-4的每个，以角度804旋转，获取在各个块内相位编码量不同的5个回声信号。例如，在第一块702-1中，获得相位编码量不同的5个回声信号群707-1～707-5，在第二块702-2中，与第一块同样，获得相位编码量不同的5个回声信号群708-1～708-5。在将这些块的数据配置在k空间中时，分别成为805-1、805-2，块间仅仅互相相差角度804。而且，在混合径向法中，意味着每个旋转角度的计测单位的块还被称为叶片(ブレ一ド)。
利用径向MRI法和混合径向法获得的数据不位于k空间有规则的格子坐标上。因此，通过根据采样的数据来使用插补处理，进行制成有规则的格子坐标上的数据的倾斜处理。关于倾斜处理，例如在“非专利文献4”中有记载。下面进行简单说明。
非专利文献4：J.I.Jackson等，Sel ecti on of a ConvolutionFunction for Fourier Inversion UsingGridding，IEEE Trans.Med.Iaming，vol.10，pp.473-478
图5(c)是表示对利用非正交系采样法获得的数据进行倾斜处理后配置在k空间中的情况的模式图。k空间801具有如图5(c)的黑点所示的有规则的格子点的坐标。但是，由于利用非正交系采样法获得的数据按照803-1～803-3的方式相对于k空间通过不同的轨迹(坐标)，因此白点所示的被采样的数据与k空间的格子点坐标(图5(c)中的黑点)不一致。在倾斜处理中，使用这种被采样的数据(图中的白点)，通过插补处理将数据再配置在有规则的格子点坐标(图5(c)中的黑点)上。插补处理例如使用Sinc函数或者Kaiser-Bessel函数的插补用函数进行。
通过进行倾斜处理，计测数据可以通过与在正交系采样中计测的计测数据同样地进行傅里叶变换而进行图像重建。在倾斜处理中，白点所示的数据的坐标被采用作为由用于获得这个数据而设定的(例如由式(2)、(3)算出的)倾斜磁场的振幅所决定的坐标。可是，当在实际获得数据时施加的倾斜磁场发生了误差的情况下，通过将数据作为位于与实际应该配置的坐标不同的坐标(算出的坐标)上而进行倾斜处理，其结果是，重建的图像受到因误差引起的影响。在此，本发明的MRI装置的信号处理系统在倾斜处理之前，对获得的数据，进行用于补正倾斜磁场的误差的处理。
首先，说明倾斜磁场的误差对数据施加的影响。作为一个例子，说明在回声信号获取中的读出和在倾斜磁场轴上发生误差的情况的例子。图6示出了图2的序列的一次重复，并示出由于读出的倾斜磁场轴的误差而产生了倾斜磁场偏移的情况(b)、和没有倾斜磁场偏移的情况(a)。在误差即倾斜磁场偏移不存在的情况下，在读出倾斜磁场轴上施加的复相(デイフエイズ)倾斜磁场脉冲301-1和读出的倾斜磁场脉冲302-1的积分量变为0的时间(即，在图中的情况下，是A部和B部的面积变为相同的时间)，产生回声信号301。
与此相对，在读出倾斜磁场方向存在因倾斜磁场误差或静磁场不均匀性引起的偏移Go的情况下，如图6(b)所示，由于在读出倾斜磁场脉冲的施加量上加上倾斜磁场偏移量-Go后的量在回声信号取得中成为施加的倾斜磁场的总量，因此施加在与倾斜磁场偏移同极性的复相倾斜磁场脉冲301-2的面积变大(A’)。另一方面，施加在与倾斜磁场偏移相反极性的读出倾斜磁场脉冲302-2，看得出其面积变小(B’)，读出倾斜磁场轴上施加的倾斜磁场脉冲的积分量变为0的时间，与图6(a)的情况相比，只向后侧位移了P0。
除了上述倾斜磁场偏移之外，这种回声信号的峰值位置位移也由倾斜磁场的上升时间的偏移、或者倾斜磁场的非线形性、静磁场不均匀性等同样发生。这里，将这些因素集中起来称为倾斜磁场误差。
下面参照图7说明这种倾斜磁场误差对利用径向MRI法的计测数据施加的影响。图7放大表示k空间中心部，白点表示实际计测的数据点，黑点表示k空间的格子点坐标。
图7(a)是没有倾斜磁场误差的理想的状态，计测的回声信号903上的数据点以k空间的1点(图7中的原点)为中心按照放射状有规则地排列。
与此相对，在存在由倾斜磁场误差引起的峰值位置偏移的情况下，当根据k空间的旋转方向配置回声信号时，如图7(b)所示，峰值位置的数据点偏离原点，回声信号904上的数据点不是按照有规则的放射状排列。
由于在重建时的倾斜处理中使用序列计算时的坐标，即，由于处于原来图7(b)的白点所示的位置上的计测数据进行了倾斜处理而作为位于图7(a)的白点所示的位置上，因此由于这个误差的影响而产生图像的信号消失等，导致图像质量劣化，产生赝象。
在混合径向法的情况下，对于图5(d)中所示的块805的每个旋转角，发生与图7(b)同样的误差，这种情况也成为赝象。由于这种倾斜磁场误差也包含读出倾斜磁场脉冲因施加轴而变化的要素，因此在径向MRI法中，根据旋转角，倾斜磁场误差的影响不同的情况多了。
根据如上所述的径向MRI法的赝象发生要因，说明本发明的MRI装置的补正处理的实施方式。
<第一实施方式>
使用图8说明本发明的MRI装置的第一实施方式。图8是表示径向MRI法或混合径向法实施时的补正处理的各处理步骤的流程图。而且，图8的“块”表示每个旋转角度的单位。就是说，在径向MRI法中，块对应于各回声信号(即，块数＝投射数)，在混合径向法中，块对应于叶片(即，块数＝叶片数)。下面，基于图8详细说明各处理步骤。
在步骤101中，进行1个块的计测。也就是说，在径向法中，进行一个回声信号的计测，在混合径向法中，进行一个叶片所属的回声信号群的计测。
在步骤102中，对以块单位获得的回声信号进行一维傅里叶变换，成为回声数据。也就是说，在径向法中，对在步骤101计测的一个回声信号进行一维傅里叶变换，在混合径向法中，对在步骤101中计测的一个叶片所属的回声信号群的每一个进行一维傅里叶变换。
在步骤103中，从块内的回声数据中选出构成补正基准的数据。图9示出了基准数据的选出的一个例子。斜线所示的区域表示作为基准选出的块。图9(a)是块数为10的径向MRI法的情况。由于在径向MRI法的情况下在块内只获得一个回声，因此各个块的数据设为基准数据110-1～110-a。图9(b)是块111的数量为5、块内的回声数为4的混合径向法的情况。在混合径向法的情况下，由于块内的数据在整个k空间的旋转角相同，因此基准数据112可以是在各块内选出的一个。例如，尽管块内的数据分别附加了不同的相位编码，但是作为基准数据，也可以选出是不附加相位编码而获得的数据(相位编码为0的数据)。
在步骤104中，算出在步骤103中选出的基准数据的相位。在步骤105中，从在步骤104算出的基准数据的相位中做成用于补正块内的回声数据的相位。补正用相位做成的具体方法将在后面述及。
在步骤106中，使用在步骤105生成的补正用相位，补正块内的回声数据。作为相位补正处理，例如，在将构成补正对象的复数数据设为C(n，x)、将补正用相位设为φ(n，x)时，补正后的数据C’(n，x)为：Re[C’(n，x)]＝Re[C(n，x)]×cos(φ(n，x))-Im[C(n，x)]×sin(φ(n，x))Im[C’(n，x)]＝Im[C(n，x)]×cos(φ(n，x))+Re[C(n，x)]×sin(φ(n，x)) (8)(这里，Re□、Im□分别表示数据的实部和虚部)。在径向MRI法中，由于各块只有一个回声，因此仅仅对获得了补正用相位的基准数据进行式(8)的相位补正。在混合径向法中，由于块内存在多个数据，因此使用从基准数据做成的补正用相位，对各数据进行式(8)的相位补正。
在步骤107中，对以块单位进行了相位补正的回声信号进行一维逆傅里叶变换，返回到k空间的数据。
在步骤108中，检查是否为最终块，如果是最终块，则移动到在下一步骤109，如果不是最终块，则通过步骤10b返回到步骤101，进行下一个块的处理。之后，重复进行上述101～108的步骤，直到变为最终块为止。也就是说，在径向MRI法中对每个回声信号，在混合径向法中对每个叶片重复进行上述步骤101～107。
在步骤109中，对相位补正后的全部块数据进行倾斜处理，求出k空间的各个格子点上的数据。在步骤10a中，对在步骤109中被倾斜处理后的k空间数据进行二维傅立叶变换，得到图像。上面已经说明了图1的流程图。
下面说明在上述步骤105中进行的补正用相位做成的具体方法。在步骤105中做成的补正用相位例如为以下所示的，将任何一个用作上述式(8)的φ(n，x)。使用以下的补正用相位的补正通过以下的序号顺序成为精致的补正。
1、相位偏移成分
在对获得的回声信号进行倾斜处理并做成k空间数据时，在回声信号的相位偏移对于每个回声是不同的情况下，在回声之间信号抵消，合适的图像质量劣化。因此，通过对全部回声信号计算相位偏移成分并补正，由此来改善这种图像质量劣化。由于回声信号的相位偏移成分即使对于傅里叶变换后的数据也成为同量的相位偏移，因此可以从基准数据算出相位偏移并进行补正。此时，为了避免相位的一次成分或高次成分的影响，使用基准数据的中心坐标(例如，在基准数据的点数为X的情况下，为X/2的位置)，通过以下算式(4)算出相位偏移：
φ0(n)＝arc tan(Im[S(n，X/2)]/Re[S(n，X/2)])    (4)
(这里，S(n，x)表示块内的基准数据。n是块序号，x表示位置坐标)。将该φ0(n)假设为补正用的相位。
φ(n，x)＝φ0(n)    (5)
2、单纯相位
为了补正每个回声信号的峰值位置的偏移，通过将基准数据的相位照原样设为补正用的相位，对由于峰值位置偏移引起的一次成分进行相位补正。因此，补正用的相位为：
φ(n，x)＝arc tan(Im[S(n，x)]/Re[S(n，x)])    (6)
通过由这种单纯相位进行的相位补正，例如如图7(a)所示那样，相位补正后的k空间内的回声信号群成为以规定的大致一点(例如原点)为中心的旋转对称配置。也就是说，每个块的回声信号的、读出倾斜磁场方向的峰值位置大概一致，成为以该一致点为中心的旋转对称配置。此外，由于单纯相位含有相位偏移，因此也可以通过使用单纯相位同时进行相位偏移的补正。
3、相位拟合
在静磁场不均匀性大的情况或者在摄影对象中含有脂肪等的情况下，有时由于相位局部地旋转，因此在基准数据的相位中除了峰值位置偏移以外还含有这些成分。因此，在原样使用基准数据的相位时，存在图像对比度局部扭曲的情况。
因此，通过对算出的数据以规定的函数进行拟合，可以排除峰值位置偏移以外的相位旋转的影响。在拟合处理中，在对基准数据的相位进行解包(アンラツプ)处理后，可以使用一次或高次函数进行拟合。例如，使用二次函数作为拟合用函数，在将各块的拟合后的0次、一次、二次的系数分别设为φ0(n)、φ1(n)、φ2(n)的情况下，补正用的相位为：
φ(n，x)＝φ2(n)×x2+φ1(n)×x+φ0(n)(7)(在拟合次数设为一次的情况下，φ2(n)＝0)。
通过由这样的相位拟合进行的相位补正，与使用上述2的单纯相位的补正相同，尽管相位补正后的k空间内的回声信号群成为以规定的一点(例如原点)为中心的旋转对称配置，但是，与上述2的情况相比，由于可以排除因峰值位置偏移引起的以外的相位成分，因此可以进一步提高每个块的回声信号的峰值位置的一致性。迄今为止，已经说明了补正用相位做成的具体方面。
根据上述的本实施例，即使存在由于静磁场不均匀性或者倾斜磁场的非线形性引起的回声信号的峰值偏移，通过对其进行补正，也可以降低图像的信号消失等的赝象，提高图像质量。
<第二实施方式>
下面，说明本发明的MRI装置的第二实施方式。与第一实施方式主要不同点是：在最初实施全部的计测201之后，将数据进行补正用的点，以及基准数据不是从各块中选择，而是可以设置期望的块间隔来选择的点。图10是表示在本实施方式中，在实施径向MRI法或混合径向法时的补正处理的各处理步骤的流程图。此外，对于表示与图8的流程图相同的处理的处理步骤，赋予相同的步骤序号。此外，图10的“块”表示每个旋转角度的单位，其也与图8相同。下面只详细说明与图8的流程图不同的处理步骤，对于相同的处理步骤只概括地说明。
在步骤201中，计测全部块的数据。
在步骤102中，对全部块的回声信号分别进行一维傅里叶变换，设为回声数据。也就是说，对于全部块，进行图8的步骤102的处理。
在步骤202中，选出用于获得补正用相位的基准数据。基准数据也可以与图8的步骤103相同，从每个块选出，也可以筛选任意块的数据而选出。选择的一个例子示于图9(c)中。图9(c)尽管是与图9(a)相同的计测的情况，但是也存在只选择113作为基准用数据，不选择114作为基准用数据的情况。
在步骤104中，与图8的步骤104相同，算出在步骤202中选出的基准数据的相位。在步骤105中，与图8的步骤105相同，从在步骤104中算出的基准数据的相位中做成用于补正块内的数据的相位。补正相位可以使用上述的1～3(相位偏移，单纯相位、相位拟合)的任何一个。
在步骤203中，以在步骤105中做成的补正用相位作为基础，进行补正用相位的插补处理。这个插补处理可以在每个块中选择基准数据的情况下不执行。在从以任意间隔选择的块中选择基准数据的情况下，使用在选择的块中做成的补正用相位，通过插补求出未选择的块的补正用相位。
作为插补处理，对在各块中做成的补正用相位φ(n，x)在块方向(n方向)用预定函数进行拟合。例如，在用二次函数进行拟合的情况下，在将拟合后的0次、一次、二次的系数分别设为φ0(x)、φ1(x)、φ2(x)时，补正用的相位为：
φ(n，x)＝φ2(x)×n2+φ1(x)×n+φ0(x)    (9)
这个补正用相位考虑了在径向MRI法或混合径向法中成为问题的倾斜磁场误差依赖于倾斜磁场施加轴的比例而改变。
通过进行块方向的插补处理，可以从不多的块的数据中做成补正用相位。因此，例如在块的基准数据极端扭曲、劣化的情况下，尽管考虑不接受基准数据，但也可以适用于这种情况。
在步骤106中，与图8的步骤106相同，使用在步骤203中做成的各块的补正用相位φ(n，x)，针对每个块，相位补正这个块内的数据。
在步骤107中，与图8的步骤107相同，将以块为单位被相位补正的回声信号进行一维傅里叶变换，然后返回到k空间的数据。
在步骤109中，与图8的步骤109相同，对相位补正的全部块数据进行倾斜处理，求出k空间的各格子点上的数据。
在步骤10a中，与图8的步骤10a相同，对在步骤109中被倾斜处理的k空间数据进行二维傅里叶变换，得到图像。
到以上为止已经介绍了图10的流程图。
在以上说明的第一和第二实施方式中，当在步骤105中做成补正用相位时，尽管示出了用高次函数进行拟合的例子(在第0051段中说明的，3、相位拟合)，但是也可以只使用拟合结果中的、特定次数的系数来做成补正用相位。这种情况下，首先，使用高次函数作为拟合函数而获得拟合后的相位图，同时，从结果(拟合后的相位图)中取出与回声的峰值位置偏移直接相关的一次成分，对这个成分进行补正。由此，可以提高拟合后的相位图的精度，与从最初使用一次函数作为拟合函数的情况相比，可以改善补正的精度。
此外，当在步骤203中插补补正用的相位时，还可以只插补和使用特定次数的系数。对于仅仅补正由回声峰值位置偏移引起的成分，这也是有效的。
<第三实施方式>
下面说明本发明的MRI装置的第三实施方式。本实施方式适用于伴随着相位编码由混合径向法获得的数据的相位补正。本实施方式，除了在第一实施方式或第二实施方式的用于选择基准的步骤(步骤103或步骤203)中追加用于补正相位编码方向的峰值偏移的处理之外，其他与第一实施方式或第二实施方式相同。
在混合径向序列中，尽管获得了对每个块附加相位编码后的数据，但是此时，当在各块中获得的数据上在相位编码方向(以下为PE方向)存在峰值偏移的情况下，即使选择不附加相位编码之下所获得的数据作为基准数据，其也不是最合适的数据。
因此，基准数据的选择步骤(第一实施方式的步骤103或第二实施方式的步骤202)中，如图11所示，增加相位编码方向的处理121～126。
在步骤121中，在PE方向进行傅里叶变换。
在步骤122中，选出PE方向的参考数据。作为参考数据CPE(y)(1≤y≤Y)，在将PE方向的傅里叶变换后的数据设为I(x，y)(1≤x≤X，1≤y≤Y)的情况下，例如，选择读出方向的数据点数的中心位置(X/2，y)的数据，并且设为：
CPE(y)＝I(X/2，y)    (10)
在步骤123中，使用在步骤122中做成的PE方向的参考数据CPE(y)，做成补正用的相位Φ(x，y)。此时：
Φ(x，y)＝arc
tan(Im[CPE(y)]/Re[CPE(y)])    (11)
此外，为了提高补正用相位Φ(x，y)的精度，可以用函数进行拟合。
在步骤124中，使用在步骤123中做成的补正用的相位Φ(x，y)，对块内的数据进行相位补正。作为相位补正处理，进行与式(8)相同的处理。
在步骤125中，在PE方向进行逆傅里叶变换。
在步骤126中，选出补正用基准数据。这与第一实施方式的103以及第二实施方式的203中记载的处理相同。
根据以上说明的本实施方式，除了第一实施方式的效果之外，即使在倾斜磁场误差依赖于倾斜磁场施加轴的比例而变化的情况下，也可以消除这个误差的影响，提高图像质量。
<第四实施方式>
下面，说明本发明的MRI装置的第四实施方式。在上述第一到第三实施方式中，尽管说明了一次摄像(一个k空间数据的相位补正)的例子，但是本实施方式是将本发明适用于动态摄影或荧光检查那样的连续摄影。作为连续摄像的一个例子，图12示意性地示出了将本发明适用于荧光检查(动态摄像)的实施方式。
荧光检查是按照时间序列对检查对象的同一区域进行摄像，并重复进行按照时间序列获得的图像的显示、更新。这里，摄像是通过径向MRI法或混合径向法的脉冲序列进行的。时间序列图像132也可以使用分别独立的k空间数据131-1～131-n进行重建，还可以使在时间上邻接的图像彼此共用k空间数据的一部分而重建。在图示的实施方式中，示出了对于2个以内的图像，由邻接的图像彼此共用一个k空间数据的二分之一而进行图像重建的情况(回声共享法)。
在图像重建之前，进行通过径向MRI法或混合径向法获得的k空间数据的旋转角度方向(块方向)的相位补正。相位补正与上述第一～第三实施方式同样地进行。即，对k空间数据的各块的数据进行一维傅里叶变换，从变换后的数据选择基准数据，使用这个基准数据做成补正用相位，对块内的数据进行相位补正。在混合径向法的情况下，可以对块内的数据进行用于在相位编码方向使峰值位置一致的相位补正。
相位补正中使用的补正用相位，尽管在每次收集能够重建一幅图像重建的k空间数据时做成，但是，在成为回声的峰值位置偏移的原因的倾斜磁场误差不含随着时间变化的要因的情况下，仅仅一次做成，也可以将其适用于全部图像重建用的数据。或者，对于连续获得的k空间数据，可以以预定的频度(多次中的一次的比例)更新补正用相位，使用更新后的补正用相位，在每个块上，对在之后被供给图像重建的数据进行相位补正。
在图12所示的实施方式中，在获得可以对一幅图像重建的k空间数据131-1时，从其计测数据做成补正用相位133-1，补正k空间数据131-1，倾斜处理之后，进行图像重建并做成和显示重建第一幅图像132-1。第二幅的图像132-2是通过使用由k空间数据131-1中的后半部所获得的数据和由k空间数据131-2中的前半部所获得的数据而被图像重建。此时，图像重建中使用的数据通过使用采用k空间数据131-1做成的补正用相位133-1而被相位补正。以后，直到获得k空间数据131-4为止，使用补正用相位133-1，对图像132-3～132-6的重建中使用的数据进行补正。在获得k空间数据131-4时，从其计测数据中做成补正用相位133-2，并在以后的数据补正中使用。
<第五实施方式>
下面说明本发明适用于床移动摄像的第五实施方式。图13是模式地表示在床移动摄像法中适用本发明的相位补正的例子的示意图。床移动摄像是通过一边使载有被检体的床相对于静磁场空间(摄像空间)相对移动一边进行摄像、用于摄像比大小存在限制的摄像空间更宽的被检体区域的技术。尽管在向床移动摄像适用径向MRI法或混合径向法中没有限幅方向的限制，但在图中，示出了将与床移动方向平行的方向假设为切片方向的情况。在这种摄像方法中，通过连续移动并摄像床，可以进行与CT装置的螺旋扫描相同的摄像。这里，为了使说明简单，说明对每个切片阶梯性地移动床并进行摄像的情况。
在图13所示的实施方式中，从脚到头阶梯性地移动床，同时依次对与体轴正交的断面进行摄像。这里，一个切片图像数据141-1～141-n对应图12的一个k空间数据，从一个k空间数据重建一个切片图像数据。在重建时，与第一～第三实施方式相同，首先对一个k空间数据进行一维傅里叶变换，从变换后的数据选择每个块的基准数据，做成补正用相位，补正相位，使得块内的回声的峰位置一致。尽管可以每次收集一个k空间数据来做成补正用相位，并进行相位补正，但在图13所示的实施方式中，每次摄像3张切片，都做成新的补正用相位，将其使用在用于图像重建3张切片的各计测数据中并进行相位补正。
在床移动摄像中，由于每个切片上被检体的摄像位置不同，因此存在倾斜磁场或静磁场不均匀性的局部变化比静止摄像的情况更多发生的可能性。因此，为了在床移动方向高精度地进行补正，使做成补正用相位的频度变高，在床移动方向插补做成的补正用相位，并适用于未做成补正用相位的计测数据。
在对每个切片将相位补正后的数据进行一维逆傅里叶变换之后，进行倾斜处理并再配置在k空间中，进行图像重建，做成图像数据。通过合成各切片的图像数据而得到被检体的全身图像数据。
根据本实施方式，在适用了非正交系采样法的床移动摄像中，能够降低因静磁场不均匀性或者倾斜磁场的非线形性引起的赝象。特别是，通过提高床移动方向上的补正用相位做成的频度，还可以排除与被检体相关的磁场不均匀性的影响。
虽然以上介绍了本发明的实施方式，但是在本发明不限于以上实施方式中公开的内容，在本发明的精神的基础上可以获得各种方式。例如，在上述实施方式中，尽管记载了倾斜回声脉冲序列，但径向采样法和混合采样法可以与脉冲序列的种类无关，可以适用于SE脉冲序列、FSE脉冲序列、EPI脉冲序列等。
此外，尽管作为径向MRI法和混合径向法的实施方式，说明了在二维面内的Gr轴、Gp轴上进行k空间的旋转的情况，但是Gr轴、Gp轴可以与摄影空间的X、Y、Z的任意轴对应，还可以进行偏斜摄影或偏心摄影。此外，还可以在三维球内进行旋转。
此外，尽管图中示出了作为径向MRI法或混合径向法的例子的块数量很少的情况，但是在实际摄影时，块数量和块内的回声数量可以任意设定，即使这种情况下也可以进行同样的处理。同样，对于径向MRI法，也可以任意设定获得的回声数量以及旋转角、分段数量。

Claims (18)

1.一种磁共振成像装置，包括用于产生静磁场、倾斜磁场和高频磁场的各磁场的部件以及用于接收从被检体产生的回声信号的部件，以及包括：在改变计测轨迹相对于k空间坐标轴的角度的同时计测在k空间中与一个以上的计测轨迹相对应的回声数据、并收集对每个角度的至少一个计测数据的摄影部件；和将所述计测数据在所述k空间中再配置、并进行图像重建的图像重建部件，
其特征在于：
所述图像重建部件包括：在将计测数据再配置在所述k空间中之前，对每个所述角度，以从所述计测数据中选择的基准数据为前提，算出补正用相位，并使用算出的补正用相位对所述计测数据进行相位补正的相位补正部件。
2.根据权利要求1记载的磁共振成像装置，其特征在于，所述摄影部件计测对于一个角度与一个计测轨迹对应的回声，所述图像重建部件将与一个计测轨迹相对应的回声设为所述基准数据。
3.根据权利要求1记载的磁共振成像装置，其特征在于，所述摄影部件计测对于一个角度与相位编码的多个平行轨迹对应的多个回声，所述图像重建部件将从所述多个回声中选择的至少一个回声设为所述基准数据。
4.根据权利要求1记载的磁共振成像装置，其特征在于，所述相位补正部件将所述基准数据关于k空间坐标的一个轴进行傅立叶变换，并将变换后的数据的、被检体存在的位置的相位设为所述补正用相位。
5.根据权利要求1记载的磁共振成像装置，其特征在于，所述相位补正部件将所述基准数据关于k空间坐标的一个轴进行傅立叶变换，将变换后的数据的相位设为所述补正用相位，并对各个坐标位置进行补正。
6.根据权利要求1记载的磁共振成像装置，其特征在于，所述相位补正部件将所述基准数据关于k空间坐标的一个轴进行傅立叶变换，将变换后的数据的相位进行函数拟合后设为所述补正用相位。
7.根据权利要求3记载的磁共振成像装置，其特征在于，所述相位补正部件按照使在相同角度计测的多个回声的峰值位置大约一致的方式进行相位补正。
8.根据权利要求1到6中任一项记载的磁共振成像装置，其特征在于，所述相位补正部件包括基于多个选择的每个角度的补正用相位，插补其他未选择的角度的插补补正用相位的部件。
9.根据权利要求8记载的磁共振成像装置，其特征在于，所述相位补正部件包括将对每个角度求出的补正用相位在与放射方向正交的方向进行函数拟合的部件。
10.根据权利要求3记载的磁共振成像装置，其特征在于，所述相位补正部件在关于一个角度而获取的多个回声中，选择相位编码为0的回声作为基准数据。
11.根据权利要求10记载的磁共振成像装置，其特征在于，所述相位补正部件对于关于一个角度而获取的多个回声，在进行了用于补正相位编码方向的相位的处理之后，选择基准数据。
12.根据权利要求11记载的磁共振成像装置，其特征在于，所述相位补正部件将所述多个回声在相位编码方向进行傅里叶变换，使用变换后的数据的读出方向的中心位置的相位，进行用于补正所述相位编码方向的相位的处理。
13.根据权利要求11记载的磁共振成像装置，其特征在于，所述相位补正部件将所述多个回声在相位编码方向进行傅里叶变换，对变换后的数据进行函数拟合，进行用于补正所述相位编码方向的相位的处理。
14.根据权利要求1记载的磁共振成像装置，其特征在于，所述摄影部件在改变该计测轨迹的相对于k空间坐标轴的角度的同时，对与k空间的一个以上的计测轨迹相对应的回声数据进行计测，并重复一组计测数据的获取，
所述相位补正部件选择所述一组计测数据的一个并算出补正用相位，使用该补正用相位，对其它计测数据进行补正。
15.根据权利要求1记载的磁共振成像装置，其特征在于，还包括将所述被检体在静磁场中移动的移动部件，
所述摄影部件在改变计测轨迹的相对于k空间坐标轴的角度的同时，获取与k空间的一个以上的计测轨迹相对应的回声数据而设为一组计测数据，使该一组计测数据的获取和由所述移动部件引起的被检体的移动同步并重复，
所述相位补正部件在所述重复中，在每次对所述一组的计测数据获取一个以上计测数据时更新补正用相位，将已更新的补正用相位适用于更新后获得的计测数据并进行相位补正。
16.一种图像重建方法，向设置在静磁场中的被检体按照规定的脉冲序列施加倾斜磁场和高频磁场，改变相对于k空间的坐标轴的角度，同时使用以放射状计测的数据，对所述被检体的图像进行重建，其特征在于，该方法包括：
相对于各角度的计测数据，
对在同一角度计测的1到多个计测数据进行一维傅里叶变换的处理(1)；
从傅里叶变换后的1到多个计测数据中选出至少一个基准数据的处理(2)；
根据选出的基准数据的相位来制成补正用相位的处理(3)；
使用所述补正用相位，对在同一角度计测的1到多个计测数据进行补正的处理(4)；
对补正后的1到多个计测数据进行一维逆傅里叶变换的处理(5)的步骤；
使用一维逆傅里叶变换后的各角度的计测数据，并通过插补，在所述k空间的格子点上再配置数据的步骤；和
根据在所述k空间中再配置的数据，通过傅里叶变换，进行图像重建的步骤。
17.根据权利要求16记载的图像重建方法，其特征在于，制成所述补正用相位的处理(3)包括：根据选出的基准数据的相位来制成补正用相位的处理(3-1)；使用关于选择的多个角度而制成的补正用相位，通过插补来制成没有被选择的角度的补正用相位的处理(3-2)。
18.根据权利要求16或17记载的图像重建方法，其特征在于：
各角度的计测数据包括相位编码不同的多个回声；
选出所述基准数据的处理(2)包括：
将所述多个回声在相位编码方向进行傅里叶变换的处理(2-1)；
从在相位编码上被傅里叶变换的数据中选出参考数据的处理(2-2)；
使用所述参考数据，制成相位编码方向的补正用相位的处理(2-3)；
使用所述相位编码方向的补正用相位，补正所述傅里叶变换后的数据的处理(2-4)；和
对所述补正后的数据在相位编码方向上进行逆傅里叶变换的处理(2-5)，
在逆傅里叶变换后，选出基准数据。
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