CN101711126B - 磁共振成像装置及由倾斜磁场引起的误差修正方法 - Google Patents

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Abstract

在非正交系采样法中，为了降低由倾斜磁场的误差引起的图像上的伪影，在获取用于图像重构的数据时，获取用于修正由倾斜磁场引起的误差的数据，并使用获取的用于修正的数据来修正用于图像重构的数据。为了获取用于修正误差的数据，进行具有平行的多个回波信号的块的测量。

Description

磁共振成像装置及由倾斜磁场引起的误差修正方法
技术领域
本发明涉及一种利用核磁共振(以下，称作“NMR”)现象获得被检体的检查部位的断层图像的磁共振成像(以下，称作“MRI”)装置，特别涉及一种降低由放射状采样测量空间(K空间)的测量法引起的伪影(artifact)的技术。
背景技术
利用NMR现象获得被检体的检查部位的断层图像的MRI装置中，在摄影过程中被检体动了的情况下，其影响涉及图像整体，产生在相位编码方向上图像流动那样的伪影(以下，称作“体动伪影”)。这是因为在对测量空间(K空间)上的各格点的回波信号进行采样时，在相位编码方向上反复进行与频率编码方向平行的采样。以下，将这样的测量法称作正交系(Cartesian)采样法。
相对于正交系(Cartesian)采样法，有非正交系(Non-cartesian)采样法。典型的有径向采样法(例如，参照非专利文献1)、在径向采样法中组合了相位编码的混合径向法或螺旋桨(propeller)MRI法(例如，参照非专利文献2)。
径向采样法是以测量空间的大致一点(一般是原点)为旋转中心，改变旋转角的同时放射状扫描测量空间来进行数据的采样，由此获得一张图像重构中所需的回波信号的技术。使用径向采样法进行摄影时，由于放射状进行采样，因此体动伪影会散布在图像的周边，出现在应关注的视野的外侧。因此，与正交系采样法的摄像相比，体动伪影变得不显著，可以说对于体动是健壮的(ロバスト)。
由于径向采样法放射状扫描测量空间，因此在每个回波信号上，摄影面内的读出倾斜磁场的分布不同。因此，静磁场分布的不均匀、倾斜磁场的非线性的影响在每个回波信号上不同。另外，不考虑倾斜磁场的非线性、偏移而预先计算出的倾斜磁场施加量与实际上施加的倾斜磁场量不同，不能使回波信号配置在正确的测量空间的坐标上。因此，与正交系采样法相比，径向采样法具有易在图像中产生由倾斜磁场的非线性等引起的伪影的问题。
为了修正径向采样法中的上述伪影，有在执行序列之前预先测量倾斜磁场的非线性并反映于本测量中的方法(例如，参照非专利文献3)。
非专利文献1：G.H.Glover et al，Projection Reconstruction Techniquesfor Reduction 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 PROPELLERMRI：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 et al，Centering the Projection ReconstructionTrajectory：Reducing Gradient Delay Errors，Magnetic Resonance in Medicine50：1-6(2003)
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的测量，因此会延长整体摄影时间。
发明内容
本发明鉴于上述课题而形成，目的在于在非正交系采样法中抑制摄影时间的延长的同时降低基于由倾斜磁场引起的误差的图像上的伪影。
本发明在非正交系采样法中获取用于图像重构的数据时，获取用于修正由倾斜磁场引起的误差的数据，并使用获取的用于修正的数据来修正由该倾斜磁场引起的误差。为了获取用于修正误差的数据，进行具有平行的多个回波信号的至少一个块(block)的测量。
具体而言，本发明的MRI装置具备：测量控制部，其基于非正交系采样法的脉冲序列，控制倾斜磁场的施加和配置在K空间中的回波信号的测量；修正处理部，其修正由所述倾斜磁场引起的误差；和运算处理部，其对所述K空间数据进行运算处理从而重构图像；该磁共振成像装置的特征在于，测量控制部按照测量由在K空间上互相平行配置的多个回波信号构成的块的方式，控制倾斜磁场的施加，修正处理部检测块的回波信号组的峰值位置从K空间原点的位移量，并基于该位移量，修正由倾斜磁场引起的误差。
另外，具体而言，本发明的由倾斜磁场引起的误差修正方法是一种利用由在K空间上互相平行配置的多个回波信号构成的块来修正非正交系采样法的脉冲序列中由倾斜磁场引起的误差的修正方法，特征在于，具备：检测步骤，其检测块的回波信号组的峰值位置从所述K空间原点的位移量；和修正步骤，其基于检测出的位移量，修正由所述倾斜磁场引起的误差。
由此，由于利用由倾斜磁场误差为原因而产生的、用非正交系采样法测量出的回波信号的峰值位置从K空间原点的位移量，修正由倾斜磁场引起的误差，因此能够降低由该倾斜磁场误差而产生的图像上的伪影。
(发明效果)
根据本发明，在非正交系采样法中，能够抑制摄影时间的延长，并且能够降低基于由倾斜磁场引起的误差的图像上的伪影。
附图说明
图1是本发明的第一实施方式的MRI装置的模块图。图2是正交系采样法的倾斜回波脉冲序列。图3是用于说明配置在测量空间中的回波信号的图。图4是径向采样法的倾斜回波的脉冲序列。图5是用于说明读出倾斜磁场中具有倾斜磁场偏移时的例的图。图6是用于说明相位编码倾斜磁场中具有倾斜磁场偏移时的例的图。图7是用于说明测量空间中的倾斜磁场误差的影响的图。图8是配置了根据第一实施方式的脉冲序列获取的回波信号的测量空间的示意图。图9是第一实施方式的修正处理的流程图。图10是第一实施方式的修正用数据获取序列的设定例。图11是用于说明第一实施方式的测量的效率的图。图12是第二实施方式的修正处理的流程图。图13是第三实施方式的修正处理的流程图。图14是用于说明应用于三维摄影时的图。
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-高频振荡器；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；17-A/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-回波信号；507-反复时间间隔；508-图像获取时间。
具体实施方式
《第一实施方式》
以下，基于附图说明本发明的第一实施方式。另外。在用于说明本实施方式的所有图中，具有相同功能的部分附加了相同的符号，省略其重复说明。
图1是表示本实施方式的MRI装置20的整体结构的模块图。MRI装置20利用NMR现象获取被检体的断层图像，如图1所示，具备静磁场发生系统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、中央处理装置(CPU)8。
静磁场发生系统2在被检体1的周围空间内，在其体轴方向或与体轴正交的方向上产生均匀的静磁场，被检体1的周围配置有永磁体方式、常导电方式或超导电方式的磁场发生单元。
倾斜磁场发生系统3具有在X、Y、Z三轴方向卷绕的倾斜磁场线圈9、驱动各个倾斜磁场线圈的倾斜磁场电源10，通过根据从后述的序列发生器4发出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Gx、Gy、Gz。一般，在X、Y、Z的任一个方向上施加切片方向倾斜磁场脉冲(Gs)来设定对被检体1的切片面，并在剩下的两个方向上施加相位编码方向倾斜磁场脉冲(Gp)和频率编码方向倾斜磁场脉冲(Gf)，从而在回波信号中对各个方向的位置信息进行编码。
序列发生器4以规定的脉冲序列反复施加高频磁场脉冲(以下，称作“RF脉冲”)和倾斜磁场脉冲，在CPU8的控制下工作，并将被检体1的断层图像的数据收集所需的各种命令发送给发送系统5、倾斜磁场发生系统3以及接收系统6。另外，脉冲序列是RF脉冲、倾斜磁场脉冲等的on/off时刻、振幅等的组合的时序，根据摄影的目的预先决定，并作为程序存储于存储器(不图示)等。CPU8根据脉冲序列控制序列发生器4。
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，具备高频振荡器11、调制器12、高频放大器13、发送侧的高频线圈(发送线圈)14a。由调制器12在基于来自序列发生器4的指令的时刻对从高频振荡器11输出的高频脉冲进行振幅调制，并利用高频放大器13放大该被振幅调制了的高频脉冲之后提供给接近被检体1而配置的发送线圈14a，从而向被检体1照射电磁波(RF脉冲)。
接收系统6检测通过构成被检体1的生物组织的原子核旋转的核磁共振而被放出的NMR信号(回波信号)，具备接收侧的高频线圈(接收线圈)14b、放大器15、正交相位检波器16、A/D变换器17。通过从发送线圈14a照射的电磁波而诱发的被检体1的响应的电磁波(NMR信号)在接近被检体1而配置的接收线圈14b中被检测出，并由放大器15被放大之后，在基于来自序列发生器4的指令的时刻，通过正交相位检波器16分离成正交的两个系统的信号，并分别由A/D变换器17被变换为数字量后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等外部存储装置以及由CRT等构成的显示器20，来自接收系统6的数据被输入到CPU8后，CPU8执行信号处理、图像重构等处理，在显示器20上显示作为其结果的被检体1的断层图像并存储在外部存储装置的磁盘18等中。
另外，在图1中，发送侧和接收侧的高频线圈14a、14b与倾斜磁场线圈9被设置在配置于被检体1的周围空间中的静磁场发生系统2的静磁场空间内。
对于目前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激励状态的缓和现象的空间分布进行图像化，从而对人体头部、腹部、四肢等的形态或者功能进行二维或三维摄影。
下面，说明在MRI装置20中进行的摄影。CPU8使序列发生器4根据预先保存在存储器(不图示)等中的程序执行以下的处理。在MRI装置20中，通过控制倾斜磁场的施加，实现正交系采样法以及非正交系采样法。
首先，说明基于正交系采样法的摄影。图2是正交系采样法的倾斜回波脉冲序列。图2的RF、Gs、Gp、Gr、A/D、echo分别表示RF脉冲、切片倾斜磁场、相位编码倾斜磁场、频率编码倾斜磁场(读出倾斜磁场)、AD变换、回波信号的轴，501是RF脉冲、502是切片选择倾斜磁场脉冲、503是相位编码倾斜磁场脉冲、504是频率编码倾斜磁场脉冲、505是采样窗、506是回波信号、507是反复时间(RF脉冲501的间隔)。另外，横轴是时间轴。
在每一次反复时间TR507，改变相位编码倾斜磁场脉冲503的施加量(＝倾斜磁场脉冲波形与时间轴所包围的的面积)来给予不同的相位编码量，并检测由各个相位编码所获得的回波信号506。将该操作反复进行相位编码的次数，在图像获取时间508下获取一张图像重构所需的回波信号。相位编码的次数通常每一张图像选择64、128、256、512等值。各回波信号通常作为由128、256、512、1024个采样数据构成的时间序列信号来获得。对这些数据进行二维傅立叶(Fourier)变换来作成一张MR图像。
图3(a)表示利用图2所示的脉冲序列将采样的回波信号配置在测量空间(K空间)中的状态。在图3(a)中为了便于说明，表示反复TR507间的序列12次，分别获取了回波信号506-1～506-c的情况。各回波信号的后缀对应于获取回波信号的时刻的顺序(TR507的次数，以后，也称作反复序号)。即，后缀的序号小意味着获取回波信号的时间早，序号大意味着获取回波信号的时间晚。以下，本文中的后缀的记载全部相同。另外，图3(a)是按照从测量空间801的Ky方向的上依次配置回波信号组506-1～506-c的方式控制相位编码量时的例。
下面，说明基于非正交系采样法的摄影。这里，列举说明非正交系采样法中的径向采样法。图4是径向采样法的倾斜回波脉冲序列。基本上与图2所示的正交系采样法相同。但是，在径向采样法中，组合相位编码倾斜磁场与频率编码倾斜磁场并在每次反复TR507中改变两者的大小(振幅)的比率来进行施加。通过在脉冲序列的各反复TR507中施加不同振幅的相位编码倾斜磁场601和频率编码倾斜磁场602，获取以测量空间的大致一点为中心放射状采样的数据。
在图3(b)中表示将利用图4所示的脉冲序列进行了采样的回波信号配置在测量空间中的结果。在图3(b)中为了便于说明，表示反复TR507间的序列12次并分别获取了回波信号603-1～603-c的情况。由于根据回波信号组603-1～603-c均匀填充测量空间，因此各回波信号与相邻的回波信号之间的角度(旋转角)Δθ(802)相等。此时，旋转角Δθ如以下(式1)所示。
Δθ＝π/12        (式1)另外，将反复序号设为n(1≤n≤12)，设n＝1时的回波信号配置在测量空间的Kx轴方向上，第n个回波信号与Kx轴构成的角度(旋转角)θ(n)如以下(式2)所示。
θ(n)＝Δθ×(n-1)(式2)此时，将正交系采样法中使用的频率编码倾斜磁场的输出设为G时，分别由以下的(式3)、(式4)表示第n次相位编码轴的倾斜磁场Gp(θ(n))和频率编码轴的倾斜磁场Gr(θ(n))的输出。
Gp(θ(n))＝G×sin(θ(n))(式3)Gr(θ(n))＝G×cos(θ(n))(式4)
另外，通常，由径向采样法获取的数据不会配置在测量空间的正交系坐标的格点上。因此，对采样的数据进行插值处理，并进行产生正交系坐标格点上的数据的栅格处理。图3(c)是用于说明由非正交系采样法获取的数据与测量空间之间的关系的示意图。用图3(c)的黑色圆表示测量空间801的正交系坐标的格点，用白色圆表示由径向采样法获取的数据803-1～803-3。如本图所示，采样的数据配置在与测量空间801的格点不同的位置处。通过栅格处理，在采样的数据中进行插值处理，在正交系坐标的各格点上重新配置数据。另外，栅格处理例如使用Sine函数或Kaiser-Bessel函数的插值用函数来进行(例如，参照非专利文献4)。
非专利文献4：J.I.Jackson et al，Selection ofa Convolution Function forFourier Inversion Using Gridding，IEEE Trans.Med.Imaging，vo l.10，pp.473-478，1991
下面，说明静磁场的不均匀、倾斜磁场的非线性、偏移等硬件误差给予回波信号的影响、由此而产生的采样数据的位移。下面，据此将举例说明频率编码(读出)倾斜磁场和相位编码倾斜磁场中发生了倾斜磁场偏移的情况。另外，使用正交系采样法进行说明。
图5是用于说明读出倾斜磁场Gr中有倾斜磁场偏移时的例的图，提取了图2所示的序列的一次反复TR的RF脉冲、读出倾斜磁场Gr、AD变换、回波信号的轴。图5(a)表示没有倾斜磁场偏移的情况，图5(b)表示读出倾斜磁场Gr具有倾斜磁场偏移Gro的情况。
没有倾斜磁场偏移时，如图5(a)所示，在向读出倾斜磁场Gr轴施加的两相(デイフエイズ)倾斜磁场脉冲504-1a与读出倾斜磁场脉冲504-1b的积分量的和成为0的时间(即，图中是A部与B部的面积变得相等的时间)，产生回波信号506-1的峰值。将从RF脉冲501照射时到回波信号发生时的时间称作TE。
与此相对，在读出倾斜磁场方向上具有倾斜磁场偏移Gro时，如图5(b)所示，在读出倾斜磁场脉冲504-1a、504-1b的施加量上加上倾斜磁场偏移Gro之后的量成为回波信号获取中所施加的倾斜磁场的总量。因此，与倾斜磁场偏移Gro同极性施加的两相倾斜磁场脉冲504-1a的面积A′看上去变大。由于与倾斜磁场偏移反极性施加读出倾斜磁场脉冲504-1b，因此面积B′看上去变小。因此，向读出倾斜磁场Gr轴施加的倾斜磁场脉冲的积分量成为0的时间与图5(a)的情况相比，向时间轴t的方向位移规定时间P0。即，回波信号506-1的峰值在TE+P0时刻后产生。因此，采样的数据在测量空间中被配置在向Kx方向位移的位置处。这里，将位移量设为ΔKx。
图6是用于说明相位编码倾斜磁场Gp中具有倾斜磁场偏移时的例的图，表示提取了图2所示的序列的一次反复TR的RF脉冲、相位编码倾斜磁场Gp、读出倾斜磁场Gr、AD变换、回波信号的轴。
图6(a)表示相位编码方向上具有倾斜磁场偏移Gpo的情况。由于回波信号506的发生位置(时刻)依赖于读出倾斜磁场脉冲Gr504的面积，因此即使相位编码方向上具有倾斜磁场偏移Gpo，回波信号506的发生时刻还是TE。但是，由于相位编码方向上的倾斜磁场偏移Gpo的影响，实际上施加的相位编码脉冲的强度与脉冲序列中设定的不同。因此，采样的数据在测量空间上被配置在向Ky方向位移的位置处。将此时位移量设为ΔKy。如图6(b)所示，将没有偏移Gpo时的数据的配置位置设为测量空间的中心701时，具有偏移Gpo时的配置位置变成从测量空间的中心701在Ky方向位移了ΔKy的702。
图6(c)是将在读出倾斜磁场Gr与相位编码倾斜磁场Gp两者中具有倾斜磁场偏移-Gro、-Gpo时的采样数据配置在测量空间中的情况。这里，将没有两种偏移时的配置位置设为测量空间的中心701。此时，被配置在从测量空间的中心701向Kx、Ky方向分别位移了ΔKx、ΔKy的位置703处。
如以上所述，具有倾斜磁场偏移时，回波信号的峰值位置位移，因此采样数据在测量空间上被配置在位移了的位置上。另外，这里基于倾斜磁场偏移进行了说明。通过因倾斜磁场的上升时间的偏离、静磁场的不均匀、倾斜磁场的非线性等而使倾斜磁场变形，也会产生同样的影响。但是，离散地施加相位编码脉冲时，倾斜磁场的上升时间的偏离几乎不会对相位编码方向的峰值位置位移产生影响。以下，将使倾斜磁场变形的这些因素总称为倾斜磁场误差。
以上，使用正交系采样法说明了倾斜磁场误差向测量空间的数据配置给予的影响。在径向采样法中也产生同样的影响。图7扩大了测量空间的中心部。与图3(a)同样，黑色圆表示测量空间的正交系坐标的格点，白色圆表示由径向采样法获取的数据的配置(数据点)。用径向采样法采样的数据以测量空间的大致一点(一般是原点)为中心，配置在具有以相位编码倾斜磁场与频率编码倾斜磁场之间的比率决定的倾斜(旋转角θ(n))的扫描线上。图7(a)是无倾斜磁场误差的理想的状态，测量的回波信号903的数据点以测量空间的一点(在图7(a)中是原点)为中心有规律地排列成放射状。
图7(b)表示具有倾斜磁场误差的状态。由于倾斜磁场误差，回波信号的峰值位置位移时，采样的数据的位置也位移，如本图所示，不会成为有规律的放射状。设定脉冲序列时，由于不考虑倾斜磁场的误差，因此基于此的重构时的栅格处理假设配置成了如图7(a)所示的理想的状态而进行。因此，无法正确进行变换且产生图像的信号消失等而导致图像质量劣化，会变成伪影。另外，倾斜磁场误差也包括根据读出倾斜磁场脉冲的施加轴而变化的因素。因此，在径向采样法中，根据配置采样数据的扫描线的旋转角度，倾斜磁场误差的影响有所不同。
本实施方式中，对于在径向采样法中如上所述产生的测量空间的采样数据的位移，使用规定的数据(信号修正用数据)计算出各数据的位移量，并进行修正。以下，说明本实施方式的信号修正用数据的获取方法与使用该方法的修正处理。
首先，说明信号修正用数据的获取。如上所述，在正交系采样法中，倾斜磁场误差的影响作为测量空间的Kx轴方向和Ky轴方向的位移来出现。在本实施方式中，为了获取信号修正用数据，在径向采样法的脉冲序列内的一部分执行与正交系采样法相同的序列。具体而言，针对特定的回波信号，与该回波信号平行地获取多个回波信号。能够通过由与平行的多个回波信号内的成为基准的回波信号相同的读出倾斜磁场脉冲强度在摄影切片面内向与读出倾斜磁场脉冲正交的方向施加相位编码倾斜磁场脉冲来获取如上所述的回波信号(相当于根据偏斜(oblique)摄影使测量空间旋转)。
图8(a)是配置了根据本实施方式的脉冲序列获取的回波信号的测量空间的示意图。如本图所示，使用本实施方式的脉冲序列采样的回波信号包括与特定的回波信号603-1、603-7平行地配置多个回波信号的块1001和1002。在块1001、1002内，配置有分别在测量空间上互相平行的回波信号组1003-1～1003-5和1004-1～1004-5。在本实施方式中，如本图所示，获取由与Kx轴方向平行的回波信号组构成的块1001、由与Ky轴方向平行的回波信号组构成的块1002。这是因为分别针对相位编码方向的倾斜磁场误差的影响以及与其正交的方向的倾斜磁场误差的影响提取x分量和y分量。另外，获取的两个块若角度互不相同，则不仅限于此。另外，获取的块个数也可以是两个以上，不特别限定为两个。
之后，使用该块内的数据来计算基于倾斜磁场误差的数据的位移量，即回波信号的峰值位置的位移量。数据的位移量针对各块，分别计算相位编码方向分量ΔKy1、ΔKx2和与其正交的方向(频率编码方向)分量ΔKx1、ΔKy2。
图8(b)和图8(c)是用于说明基于倾斜磁场误差的数据的位移的图。分别扩大测量空间中心部1005来表示块1001与1002的数据。这里，设应配置在测量空间的中心701的数据是根据倾斜磁场误差分别向1006、1007的位置位移了的数据。
使用各块1001、1002的位移量ΔKx1、ΔKy1、ΔKx2、ΔKy2，计算任意角度(θ)的数据位移量(峰值位置的位移)的、与θ平行的方向的分量ΔP(θ)和与θ正交的方向的分量ΔO(θ)。在本实施方式中，首先，计算任意角度(θ)的倾斜磁场偏移量与倾斜磁场误差量，然后使用这些值计算ΔP(θ)、ΔO(θ)。
这里，在倾斜磁场误差之中，相位编码方向的位移中几乎没有倾斜磁场脉冲上升时间偏离的影响。因此，认为该位移是基于倾斜磁场偏移的位移。因此，从相位编码方向的位移能够计算出摄影断面内的X轴和Y轴方向的倾斜磁场误差中基于倾斜磁场偏移的量。以下，将从相位编码方向的位移获得的倾斜磁场误差称作倾斜磁场偏移量。
另一方面，频率编码方向的位移中除了由倾斜磁场的偏移产生的影响外还包括基于倾斜磁场的非线性或上升时间的偏离的影响。因此，在本实施方式中，首先，使用相位编码方向的位移量计算出倾斜磁场偏移量，之后从根据频率编码方向的位移量获得的倾斜磁场误差减去倾斜磁场偏移量，计算出倾斜磁场偏移量以外的倾斜磁场误差。
首先，使用在各块中测量的相位编码方向的位移量ΔKy(ΔKy1、ΔKx2)，根据与信号获取时使用的测量空间的一个编码步长(encode step)对应的相位编码倾斜磁场脉冲的施加量Gp，由以下式计算出摄影断面内的X轴和Y轴方向的倾斜磁场偏移量Goff。
Goff＝ΔKy/(γ·FOV·TE)(式5)其中，γ是磁转速，FOV是摄影视野尺寸，TE是由序列设定的回波时间。另外，分别使用ΔKy1、ΔKx2，由以下式计算Goff的X轴方向分量GoffX和Y轴方向分量GoffY。
GoffX＝ΔKx2/(γ·FOV·TE)(式6)GoffY＝ΔKy 1/(γ·FOV·TE)(式7)使用倾斜磁场偏移量的X轴方向分量GoffX和Y轴方向分量GoffY，由以下式计算出测量空间的任意角度(θ)的倾斜磁场偏移量RoffX(θ)、RoffY(θ)。
Roffx(θ)＝Goffx×cos(θ)-sin(θ)(式8)Roffy(θ)＝Goffy×cos(θ)+sin(θ)(式9)之后，使用频率编码方向的位移量ΔKx(ΔKx1、ΔKy2)，计算出倾斜磁场偏移量Goff以外的倾斜磁场误差。首先，由倾斜磁场偏移量Goff引起的频率编码方向的峰值位移量是：ΔK＝Goff×γ×FOV×TE/Sample    (式10)。其中，Sample是频率编码方向的采样点数。通过从频率编码方向的峰值位置的位移量ΔKx减去ΔK，由以下式计算出倾斜磁场误差Gerror。
Gerror＝(ΔKx-ΔK)·Sample/(γ·FOV)(式11)向(式11)代入(式10)，则Gerror＝ΔKx×Sample/(γ·FOV)-Goff×TE  (式12)另外，使用ΔKx1、ΔKy2和GoffX、GoffY，由以下式计算出Gerror的X轴方向分量GerrorX和Y轴方向分量GerrorY。
GerrorX＝ΔKx1·Sample/(γ·FOV)-GoffX×TE  (式13)GerrorY＝ΔKy2·Sample/(γ·FOV)-GoffY×TE  (式14)使用摄影断面内的X轴和Y轴方向的倾斜磁场误差量GerrorX、GerrorY，用以下式计算出测量空间的任意角度(θ)的倾斜磁场误差量RerrorX、RerrorY。
RerrorX(θ)＝GerrorX×cos(θ)-GerrorY×sin(θ)(式15)RerrorY(θ)＝GerrorY×cos(θ)+GerrorX×sin(θ)(式16)使用由上述求出的测量空间的任意角度(θ)的倾斜磁场偏移量与倾斜磁场误差量，计算出任意角度(θ)的测量空间的偏离。这里，能够分别用以下的(式17)、(式18)计算ΔP(θ)和ΔO(θ)。
ΔP(θ)＝(RerrorX(θ)+RoffX(θ)·TE)×γ·FOV/Sample(式17)ΔO(θ)＝RoffY(θ)×γ·FOV·TE  (式18)在本实施方式中，使用以上求出的测量空间的任意角度θ的数据的位移量的、与θ平行的方向的峰值位置的偏离量ΔP(θ)和与θ正交的方向的峰值位置的偏离量ΔO(θ)，使各数据按照其峰值位置与测量空间的原点一致的方式位移。
另外，除了根据如上述计算出的位移量在测量空间使回波信号的峰值位置位移之外，也可以在对回波信号进行了一维傅立叶变换的空间中进行相位修正。这里，将计算出的峰值位置偏离量设为ΔK时，由以下(式19)表示测量空间的峰值位置与对回波信号进行了一维傅立叶变换的空间中的相位φ之间的关系。
φ(x)＝ΔK×2π×x/X    (式19)(X是重构时的图像空间的数据点数：1≤x≤X)。例如，在相位修正中，将作为修正对象的多个数据设为C(n，x)、将信号修正用数据的相位设为φ(n，x)时，由以下的(式20)、(式21)表示修正后的数据C′(n，x)。
Re[C′(n，x)]＝Re[C(n，x)]×cos(φ(n，x))-Im[C(n，x)]×sin(φ(n，x))(式20)Im[C′(n，x)]＝Im[C(n，x)]×cos(φ(n，x))+Re[C(n，x)]×sin(φ(n，x))(式21)其中，Re[]、Im[]分别表示数据的实部和虚部。另外，由于相位修正的优点在于能够以亚像素单位进行修正，因此能够提高修正的精度。
下面，说明本实施方式的修正处理的方法。图9是本实施方式的径向采样法的倾斜磁场误差修正处理的流程图。根据预先保存在存储器等中的程序，CPU8执行以下的处理。
首先，进行信号修正用数据的测量(步骤101)。在这里，进行上述的两块的测量。但是，在本实施方式中，由该测量获取的数据也应用于图像的重构。
使用由步骤101获取的数据，从在各块测量的相位编码方向的位移量ΔKy计算出每个旋转角度θ的倾斜磁场偏移量与倾斜磁场误差量。利用此计算出对与旋转角度θ平行的方向的峰值位置的偏离量、对与θ正交的方向的峰值位置的偏离量(步骤102)。
改变旋转角度θ(n)测量回波信号(步骤103)。
针对采样在步骤103中获取的回波信号而获得的各数据，使用在步骤102中计算出的偏离量来进行修正(步骤104)。
判断图像的重构所需的所有的旋转角度θ(n)的测量是否结束(步骤105)。在这里，当n成为最大值(这里是12)时，判断为所有的旋转角度θ(n)的测量结束。判断出所有的测量结束时，即，判断出由步骤104处理的数据为最终数据时，转移到下一个步骤107。另一方面，若不是最终数据，则使n加1(步骤106)，回到步骤103，利用下一个旋转角度θ(n)进行测量。
栅格化修正后的所有数据，并求出测量空间的各格点上的数据(步骤107)。此时，在本实施方式中，能够使包含信号修正用数据的块的数据也全部应用于栅格化中。由此，能够不浪费获取的数据而制作图像。
对在步骤107中被栅格化的测量空间数据进行二维傅立叶变换来获得图像(步骤108)。
另外，在上述处理流程中，从信号修正用数据计算出位移量之后改变旋转角度来测量了各数据。但是也可以最初进行所有数据的测量，之后从信号修正用数据计算出位移量来修正各数据。
如以上说明所示，在获取用于图像重构的数据的过程中，获取用于计算出回波信号的峰值位置的位移量的数据。因此，无需为了获取信号修正用数据而实施特别的序列。因此，根据本实施方式，即使由于静磁场的不均匀、倾斜磁场的非线性、倾斜磁场偏移等而导致了回波信号的峰值位置位移，也能最低限度地抑制摄影时间的延长，并且能修正回波信号的峰值位置的位移。由此，抑制摄影时间的延长的同时能够降低图像信号消失、伪影，能够提高图像质量。
另外，在本实施方式中，基于在图像获取用的测量中设定的摄影参数，能够设定用于测量位移量的摄影条件。例如，本实施方式中，在包含信号修正用数据的块的测量中，获取附加了相位编码的多个回波信号。基于摄影参数，按照如下方式设定在块中应获取的回波信号数量和各回波信号间的测量空间上的间隔。
在径向采样法中，进行栅格化时，由于回波信号在测量空间中偏离1像素以上时伪影会变大，因此计算出倾斜磁场偏移的间距(pitch)需基于由摄影条件设定的测量空间的间距来决定。使用摄影视野FOV与磁转速γ，由以下(式22)表示相当于相位编码方向的1线的倾斜磁场强度Gstep。
Gstep＝1/(γ·FOV)(式22)在本实施方式中，根据(式22)，能够决定相位编码方向的测量空间上的间隔。
图10是修正用数据获取序列的设定例。本图中，举例说明在Ky方向施加相位编码来获取多个回波信号的情况。在这里，只表示测量空间的中心(Kx＝0，Ky＝0)附近。另外，用虚线表示对应于根据由(式22)计算出的倾斜磁场强度Gstep的相位编码步长的位置。
图10(a)表示设定为在根据由(式22)计算出的倾斜磁场强度Gstep的相位编码步长中获取5个数据1301-1～1301-5的情况。包括修正数据的块的测量是用于提取回波信号的峰值位置的位移的测量。为了确认回波信号的峰值位置是否包括在相位编码步长之内，所测量的回波信号数为以Ky＝0为中心获取两个回波以上。
回波信号的峰值位置根据倾斜磁场偏移量而变化。因此，通过基于倾斜磁场偏移量的极性设定位移ΔPE，能够在回波信号的峰值位置位移的方向上获取很多修正用数据。图10(b)表示针对图10(a)使相位编码的设定向上侧位移ΔPE并在根据由(式22)计算出的倾斜磁场强度Gstep的相位编码步长中获取5个数据1302-1～1302-5的情况。通过构成为这种方式，即使是少量回波信号数也能够精度良好地计算出修正值。
另外，通常在使用MRI装置的摄影中，进行诊断用摄影之前，作为预扫描进行各种测量来进行装置的调整。此时，很多情况下也调整倾斜磁场偏移。基于由该预扫描获得的倾斜磁场偏移量的极性，决定上述位移ΔPE。在倾斜磁场偏移之中，由倾斜磁场电源引起的因素不依赖于被检体，通常是一定的。但是，倾斜磁场偏移中包括通过被检体进入摄影区域内而产生的磁场混乱导致的因素。因此，在倾斜磁场偏移之中，依赖于被检体的因素的比例为规定以上时，在每次设定摄影断面时计算出倾斜磁场偏移。
一般，只要以上式(式22)决定的间隔设定相位编码倾斜磁场的步长即可。但是，想要进一步提高精度时，也可以使上述间隔更窄。图10(c)表示针对图10(a)按照成为1/2步长的方式设定相位编码倾斜磁场的步长并获取9个数据1303-1～1303-9的情况。此时，相位编码步长的间隔成一半，与图10(a)的情况相比，计算Ky方向的回波峰值偏离的精度成倍。而且，也能组合图10(b)与图10(c)的方法。
这样，在本实施方式中，由于基于在图像获取用的测量中设定的摄影参数能够设定用于测量倾斜磁场偏移量和倾斜磁场误差的量的摄影条件，因此能够效率良好地获取修正用的数据。
下面，说明根据本实施方式的时间上的效果。图11是用于说明根据本实施方式的测量的效率的图。
图11(a)是典型的以往摄影的例，是由预扫描1201获取信号修正用的数据的情况。主扫描1202采用混合径向法或径向法。这里，利用在信号修正步骤1203中由预扫描1201获取的修正用数据修正由主扫描1202获取的数据，并在图像制作步骤1204中重构成图像。此时，由1201获取的信号修正用的数据不作为图像制作用来使用。
相对于此，在本实施方式中，如图11(b)所示，由于在主扫描1205内进行包括信号修正用数据1206的块的测量，因此不需要在以往例所示的预扫描1201。由主扫描1205获得的数据在信号修正步骤1203中被信号修正，并在图像制作步骤1204中重构成图像。
图11(c)是在动态摄影或荧光检查(フルォロスコピ一)摄影中应用本实施方式时的例。本图表示进行三次测量的情况。本实施方式中，在连续进行的各个主扫描1205-1～1205-3中获取信号修正用数据1206。由主扫描1205获得的数据分别在信号修正步骤1203-1～1203-3中被信号修正，在图像制作步骤1204-1～1204-3中重构成图像。本例例如适用于连续摄影不同的摄影断面的情况等。摄影断面变化时，倾斜磁场输出的比例会变化。因此，需要每一次获取信号修正用数据1206。
图11(d)是在动态摄影或荧光检查摄影中应用本实施方式时的其它形式。这里，与图11(c)不同，在第二次的主扫描1205-2中不获取信号修正用数据1206。此时，使用由第一次的主扫描1205-1获取的信号修正用数据1206-1在信号修正步骤1203-2中信号修正由第二次的主扫描1205-2获取的数据，并在图像制作步骤1204-2中重构成图像。例如，连续摄影时，不改变摄影断面的情况下，由于倾斜磁场输出的比例相同，因此也能共用修正用数据。本例是应用于这种情况下的例。如上所述，通过执行序列，能够减少修正用数据获取时间，并能够提高图像的帧速。
《第二实施方式》下面，说明本发明的第二实施方式。在第一实施方式中，从施加相位编码而测量的两个块的数据计算出各数据的位移量，并利用此进行修正。但是本实施方式中，从两块的数据计算出倾斜磁场偏移量和倾斜磁场误差量，并利用此再次设定脉冲序列来进行之后的测量。这里，脉冲序列的再次设定意味着计算消除了误差影响的相位编码倾斜磁场Gp和频率编码倾斜磁场Gr并作为利用此的脉冲序列。本实施方式的MRI装置基本上与第一实施方式的相同。以下，针对本实施方式，着重说明与第一实施方式不同的构成。
在本实施方式中，作为信号修正用数据，如图8(b)、(c)所示，也测量由与Kx轴方向平行的回波信号组构成的块1001、由与Ky轴方向平行的回波信号组构成的块1002。设从该块内的数据获得的、基于倾斜磁场误差的数据的位移量即回波信号的峰值位置的位移量的相位编码方向分量分别为ΔKy1、ΔKx2，设与其正交的方向(频率编码方向)分量分别为ΔKx1、ΔKy2。另外，在本实施方式中，若获取的两个块为互不相同的角度，则不仅限于此。另外，获取的块的个数也可以是两个以上，不特别限定为两个。
在本实施方式中，使用由第一实施方式的(式8)、(式9)、(式15)、(式16)求出的测量空间的任意角度θ的各轴方向的倾斜磁场偏移量RoffX(θ)、RoffY(θ)和其它的倾斜磁场误差RerrorX(θ)、RerrorY(θ)，计算相位编码轴的倾斜磁场G′p(θ(n))和频率编码轴的倾斜磁场G′r(θ(n))，即消除了误差的影响的倾斜磁场。这里，分别从执行由第一实施方式的(式3)、(式4)计算出的序列时的倾斜磁场量Gp(θ(n))、Gr(θ(n))减去RoffX(θ)、RoffY(θ)、RerrorX(θ)、RerrorY(θ)，计算消除了误差的影响的值G′p(θ(n))、G′r(θ(n))。即，进行以下的计算。
G′p(θ(n))＝Gp(θ(n))-RerrorY(θ(n))-RoffY(θ(n))·TE(式23)G′r(θ(n))＝Gr(θ(n))-RerrorX(θ(n))-RoffX(θ(n))·TE(式24)而且，利用修正后的各倾斜磁场量G′p(θ(n))、G′r(θ(n))，改变旋转角度(θ)来进行测量。
另外，序列为并用相位编码脉冲的混合型径向采样法时，能够使倾斜磁场偏移量Roffx(θ)、RoffY(θ)包含在相位编码部分中。此时，设每个旋转角度的相位编码轴与频率编码轴的相位编码倾斜磁场脉冲为Gpp(θ(n))、Gpr(θ(n))时，消除了误差的影响的值Gp′p(θ(n))、Gp′r(θ(n))分别是：Gp′p(θ(n))＝Gpp(θ(n))-RoffY(θ(n))·TE(式25)Gp′r(θ(n))＝Gpr(θ(n))-RoffX(θ(n))·TE(式26)。此时，设每个旋转角度的相位编码轴与频率编码轴的频率编码倾斜磁场脉冲为Grp(θ(n))、Grr(θ(n))时，消除了误差的影响的值Gr′p(θ(n))、Gr′r(θ(n))分别是：Gr′p(θ(n))＝Grp(θ(n))-RerrorY(θ(n))(式27)Gr′r(θ(n))＝Grr(θ(n))-RerrorX(θ(n))(式28)。
以下，说明本实施方式的修正处理的方法。图12是本实施方式的修正处理的流程图。与第一实施方式的不同点在于除没有信号修正处理步骤之外，具有再次设定序列的步骤。
首先，进行包含信号修正用数据的块的测量(步骤201)。然后，使用在步骤201中获取的数据，根据(式8)、(式9)、(式15)、(式16)计算各轴的倾斜磁场偏移量RoffX(θ)、RoffY(θ)和倾斜磁场误差量RerrorX(θ)、RerrorY(θ)(步骤202)。而且，如(式23)、(式24)所示，计算出消除了误差的影响的值G′p(θ(n))、G′r(θ(n))(步骤203)。另外，在混合型径向采样的情况下，如(式25)～(式28)所示，计算出消除了误差的影响的值Gp′p(θ(n))、Gp′r(θ(n))、Gr′p(θ(n))、Gr′r(θ(n))。
以后，基本上与第一实施方式相同，改变旋转角度θ(n)来进行图像的重构中所需的所有回波信号的测量(步骤204～206)，并进行栅格化(步骤207)、进行二维傅立叶变换(步骤208)，获得重构图像。
如以上说明，本实施方式中，从测量的信号计算出误差，并由消除了该误差的影响的倾斜磁场量执行序列，使用获得的数据来进行栅格化处理、图像重构。因此，即使图像重构时不进行修正处理也能够获得无伪影的图像。因此，根据本实施方式，除了第一实施方式中获得的效果外，由于在信号测量时反映修正值来获取回波信号，因此无需在重构时进行修正，能够高速地制作图像。
另外，在本实施方式中，与上述第一实施方式同样，也能基于在图像获取用的测量中设定的摄影参数，设定用于测量倾斜磁场偏移量、倾斜磁场误差量的摄影条件。另外，本实施方式的时间上的效果与第一实施方式相同。
《第三实施方式》下面，说明本发明的第三实施方式。本实施方式除了使用信号修正用数据的位移量来修正数据本身或倾斜磁场输出之外，还改变栅格化时的插值处理中使用的变换目的的坐标点。本实施方式的MRI装置基本上与第一实施方式相同。以下，针对本实施方式着重说明与第一实施方式不同的构成。
倾斜磁场强度Gr、Gp与测量空间上的旋转角θ、栅格化后的坐标(Kx，Ky)具有以下的关系。
Kx(θ(n)，m)＝γ·Gr(θ(n))·Δt·m    (式29)Ky(θ(n)，m)＝γ·Gp(θ(n))·Δt·m    (式30)其中，Δt是数据采样间隔，m是采样点。
这里，根据第二实施方式的(式23)、(式24)获得消除了倾斜磁场偏移和倾斜磁场误差的倾斜磁场量(倾斜磁场强度)G′r(θ(n))、G′p(θ(n))。将此量代入(式29)、(式30)的Gr(θ(n))、Gp(θ(n))时，按照以下方式决定栅格化坐标(K′x，K′y)。
K′x(θ(n)，m)＝γ·(Gr(θ(n))-RerrorX(θ(n))-RoffX(θ(n)))·Δt·m  (式31)K′y(θ(n)，m)＝γ·(Gp(θ(n))-RerrorY(θ(n))-RoffY(θ(n)))·Δt·m(式32)在混合型径向采样的情况下，分别向(式29)、(式30)的Gr(θ(n))、Gp(θ(n))代入由第二实施方式的(式25)～(式28)获得的(Gr′r(θ(n))+Gp′r(θ(n)))、(Gr′p(θ(n))+Gp′p(θ(n)))时，变成如下所示。
K′x(θ(n)，m)＝γ·(Grr(θ(n))-RerrorX(θ(n)))·Δt·m+γ·(Gpr(θ(n))-RoffX(θ(n)))·Δτ(式33)K′y(θ(n)，m)＝γ·(Grp(θ(n))-RerrorY(θ(n)))·Δt·m+γ·(Gpp(θ(n))-RoffY(θ(n)))·Δτ(式34)其中，Δτ是相位编码倾斜磁场脉冲的施加时间。
如之前所述，序列执行时若存在包括倾斜磁场偏移的倾斜磁场误差，则回波信号的峰值位置会位移。若将此向不考虑序列计算时的倾斜磁场的误差的坐标点进行栅格化，则会产生伪影。在本实施方式中，通过将获取的数据变换为栅格化时由上述式求出的坐标(K′x(θ(n)，m)，K′y(θ(n)，m))，能够降低伪影。
以下，说明本实施方式的修正处理的方法。图13是本实施方式的修正处理的流程图。与上述各实施方式的不同点在于无信号修正处理步骤104、再次计算序列的步骤203，取而代之的是修正值插入栅格化处理1107。所谓修正值插入栅格化处理，是向由上述(式31)、(式32)或(式33)、(式34)求出的坐标进行栅格化的处理。
首先，进行包括信号修正用数据的块的测量(步骤1101)。之后，使用由步骤1101获取的数据求出各旋转角的每一个数据的回波信号的峰值位置的位移量(步骤1102)。之后进行所有的旋转角度θ(n)的测量(步骤1103～1105)。另外，在本实施方式中，也可以先与包括信号修正用数据的块的测量并行进行所有的旋转角度θ(n)的测量，之后使用块的数据求出位移量。另外，获取的两个块若角度互不相同，则不仅限于此。另外，获取的块个数也可以是两个以上，不特别限定为两个。
之后，使用由上述步骤1102获得的位移量，根据(式31)、(式32)或(式33)、(式34)计算出栅格化前的坐标(步骤1106)。之后，向求出的坐标栅格化测量点来获得最终测量空间(步骤1107)，进行二维傅立叶变换(步骤1108)，获得重构图像。
如以上说明，根据本实施方式，无需进行脉冲序列的变更或图像重构时的修正处理，就能够获得伪影少的图像。
根据上述各实施方式，在径向采样法等非正交系采样法中，通过计算并修正由倾斜磁场误差引起的回波信号的峰值偏离，从而降低由图像的信号消失等倾斜磁场误差引起的伪影。此时，与图像重构中所需的图像获取时一起获取修正用的图像。因此，也不会延长整个摄影时间。
另外，在上述各实施方式中，作为包括修正数据的块的测量举例说明了在图像获取用的脉冲序列内进行的情况。但是，修正数据的获取并不仅限于此。例如，也可以构成为作为预扫描预先进行测量。此时，每次变更脉冲序列都要进行预扫描。
另外，在上述各实施方式中，举例说明了结束所有的数据的测量之后进行栅格化的情况。但是，也可以构成为在每次获取各旋转角的数据时进行栅格化。但是，此时，需在测量的最初进行包括修正数据的块的测量并求出修正数据。
本发明不仅限于以上各实施方式所公开的内容，在不超出本发明的宗旨的范围内可以取各种形式。另外，在上述各实施方式中，以倾斜回波脉冲序列为例进行了说明。但是，径向采样法和混合径向法不依赖于脉冲序列的种类，也可以是SE脉冲序列、FSE脉冲序列、EPI脉冲序列等。
另外，在上述各实施方式中，举例说明了通过改变向二维面内的Gr轴、Gp轴施加的倾斜磁场的强度来进行测量空间的扫描的情况。该Gr轴、Gp轴可以对应于摄影空间的X、Y、Z的任意轴，也可以是偏斜摄影或偏心摄影。而且，也能进行三维球面内的旋转。
图14是用于说明在三维摄影中应用本发明的情况的图。三维摄影的情况下，也能通过获取X、Y、Z三轴方向的信号修正用数据来获得本发明的上述效果。图14(a)是三维表示摄影空间1401的图。X、Y方向的倾斜磁场偏移量和倾斜磁场误差量能够与图8(a)同样地通过在Kx-Ky面1402上获取信号修正用数据来获得(参照图14(b))。另外，Z方向的倾斜磁场偏移量和倾斜磁场误差量能够通过在与Kx-Ky面1402正交的Kz-Kx面1403上获取信号修正用数据来获得(参照图14(c))。既，在三维摄影中，除了二维摄影时获取的信号修正用数据之外，还获取叶片(blade)1404和叶片1405的数据来作为信号修正用数据。另外，在图中举例说明了在Kz-Kx面内获取信号修正用数据的情况。但是，只要是与Kx-Ky面1402正交的面即可，例如，也可以使用Kz-Ky面。
在以上的说明中，如上所述，为了使说明简单，在径向采样法或混合径向法的例中使用了规定的块数。但是，在实际的摄影中，能够任意设定块数与块内的回波数。同样，针对径向采样法，也能任意设定所获取的回波数和旋转角、区段数。
而且，也能在如动态摄影或荧光检查那样的连续摄影、进行这些连续摄影时更新测量空间的一部分数据的回波共享法中应用本发明。

Claims (11)

1.一种磁共振成像装置，具备：测量控制部，其基于非正交系采样法的脉冲序列，控制倾斜磁场的施加和配置在K空间中的回波信号的测量；修正处理部，其修正由所述倾斜磁场引起的误差；和运算处理部，其对所述K空间数据进行运算处理从而重构图像；该磁共振成像装置的特征在于，
所述测量控制部控制所述倾斜磁场的施加，以测量由在所述K空间上互相平行配置的多个回波信号构成的块，
所述修正处理部检测所述块的回波信号组的峰值位置从所述K空间原点的位移量，并且所述修正处理部基于该位移量，通过进行下列任一处理从而修正由所述倾斜磁场引起的误差：使基于所述非正交系采样法的脉冲序列而测量的、配置在所述K空间中的回波信号组位移，使得其峰值位置与该K空间的原点一致的处理；或再次设定所述倾斜磁场的处理；或对栅格化基于所述非正交系采样法的脉冲序列而测量的、配置在所述K空间中的回波信号组的坐标进行修正的处理。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述测量控制部控制所述倾斜磁场的施加，以测量与所述K空间的规定轴形成的角度不同的多个所述块，
所述修正处理部按与所述K空间的规定轴形成的角度不同的多个所述块中的每一个块检测所述位移量，并基于该检测出的多个位移量，修正由所述倾斜磁场引起的误差。
3.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述测量控制部控制所述倾斜磁场的施加，以在所述K空间上分别测量与第一轴方向平行的块的回波信号组、和与第二轴方向平行的块的回波信号组。
4.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述修正处理部使用与所述K空间的规定轴形成的角度不同的多个所述块中的每一个块的位移量求出与规定方向形成的角度为任意的倾斜磁场的倾斜磁场误差量，并基于该任意角度的倾斜磁场误差量修正由该任意角度的倾斜磁场所引起的误差。
5.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述修正处理部分别在与所述与所述K空间的规定轴形成的角度不同的多个所述块中的块的回波信号组平行的方向和垂直的方向检测所述位移量，并基于所述平行的方向和垂直的方向这两个方向的位移量，修正由所述倾斜磁场引起的误差。
6.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述修正处理部在与所述K空间的规定轴形成的角度不同的多个所述块中的第一块中，根据第一方向的位移量检测该第一方向的倾斜磁场偏移，并根据第二方向的位移量检测该第二方向的倾斜磁场误差，
在与所述第一块正交的与所述K空间的规定轴形成的角度不同的多个所述块中的第二块中，根据所述第一方向的位移量检测该第一方向的倾斜磁场误差，并根据所述第二方向的位移量检测该第二方向的倾斜磁场偏移，
从所述第一块中的所述第二方向的倾斜磁场误差减去所述第二块中的所述第二方向的倾斜磁场偏移，从而计算出该第二方向上的该倾斜磁场偏移以外的倾斜磁场误差，
从所述第二块中的所述第一方向的倾斜磁场误差减去所述第一块中的所述第一方向的倾斜磁场偏移，从而计算出该第一方向上的该倾斜磁场偏移以外的倾斜磁场误差，
基于所述第一方向和所述第二方向中的各方向的倾斜磁场偏移以及倾斜磁场偏移以外的倾斜磁场误差，修正由所述倾斜磁场引起的误差。
7.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述测量控制部控制所述倾斜磁场的施加，以使关于所述K空间的轴对称配置所述块的回波信号组。
8.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述测量控制部控制所述倾斜磁场的施加，以对应于事前获取的倾斜磁场偏移，使所述块的位置向该块的相位编码方向位移。
9.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于
所述测量控制部使所述块的回波信号的间隔比由摄影条件决定的相位编码步长窄。
10.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述运算处理部对所述回波信号进行傅立叶变换，
所述修正处理部基于所述位移量，对所述傅立叶变换后的回波信号进行相位修正。
11.一种由倾斜磁场引起的误差修正方法，其是使用由在K空间上互相平行配置的多个回波信号构成的块来修正非正交系采样法的脉冲序列中由倾斜磁场引起的误差的修正方法，该由倾斜磁场引起的误差修正方法的特征在于，具备：
检测步骤，其检测所述块的回波信号组的峰值位置从所述K空间原点的位移量；和
修正步骤，其基于所述检测出的位移量，通过进行下列任一步骤从而修正由所述倾斜磁场引起的误差：使基于所述非正交系采样法的脉冲序列而测量的、配置在所述K空间中的回波信号组位移，使得其峰值位置与该K空间的原点一致的步骤；或再次设定所述倾斜磁场的步骤；或对栅格化基于所述非正交系采样法的脉冲序列而测量的、配置在所述K空间中的回波信号组的坐标进行修正的步骤。
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Families Citing this family (31)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5179182B2 (ja) * 2005-07-27 2013-04-10 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
US8154294B2 (en) * 2007-06-14 2012-04-10 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and method for correcting error due to gradient magnetic field
WO2010074059A1 (ja) * 2008-12-26 2010-07-01 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及び読み出し傾斜磁場誤差補正方法
US8384383B2 (en) * 2010-03-23 2013-02-26 Max-Planck-Gesellschaft zur Foerferung der Wissenschaften E.V. Method and device for reconstructing a sequence of magnetic resonance images
DE102010012599B4 (de) 2010-03-24 2012-04-19 Siemens Aktiengesellschaft Erstellung eines Bilddatensatzes mittels einer radialen Abtastung mit Hilfe einer Magnetresonanzanlage
US10537265B2 (en) * 2010-03-31 2020-01-21 Regents Of The University Of Minnesota Method of oscillogram filtering for radial MRI data
CN102959425A (zh) * 2010-04-29 2013-03-06 伊利诺伊大学受托管理委员会 使用转向螺旋桨技术的磁共振成像
JP5611882B2 (ja) * 2010-05-31 2014-10-22 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
CN103124516B (zh) * 2010-09-27 2015-11-25 株式会社日立医疗器械 磁共振成像装置以及磁共振成像方法
US8362773B2 (en) * 2010-10-05 2013-01-29 General Electric Company System and method for modeling gradient coil operation induced magnetic field drift
JP5925529B2 (ja) * 2011-03-31 2016-05-25 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
WO2013002233A1 (ja) * 2011-06-30 2013-01-03 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置および傾斜磁場波形推定方法
DE102011088553B4 (de) * 2011-12-14 2013-11-28 Siemens Aktiengesellschaft Korrektur einer zeitlichen Abweichung von k-Raum-Punkten bei MRI-Verfahren
DE102012203453B4 (de) 2012-03-05 2014-07-03 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Ermittlung eines Satzes von B1-Feldkarten
DE102012209955B4 (de) * 2012-06-14 2014-02-20 Siemens Aktiengesellschaft Test eines Reordering-Algorithmus einer Spinecho-Magnetresonanzpulssequenz
CN103513204B (zh) * 2012-06-29 2016-03-30 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种磁共振成像中k空间数据的轨迹校正方法和装置
JP6202761B2 (ja) * 2013-02-12 2017-09-27 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置及びその処理方法
CN105120745B (zh) * 2013-05-17 2017-12-19 株式会社日立制作所 磁共振成像装置以及磁共振成像方法
KR101474757B1 (ko) * 2013-07-08 2014-12-19 삼성전자주식회사 자장 측정 방법 및 장치
DE102013215883B3 (de) 2013-08-12 2015-01-08 Siemens Aktiengesellschaft MR-Bildgebung mit Signalunterdrückung einer Spinspezies
US10031205B2 (en) 2013-09-03 2018-07-24 Hitachi, Ltd. Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
US10295636B2 (en) * 2013-10-28 2019-05-21 Schlumberger Technology Corporation Integrated circuit for NMR systems
JP6377378B2 (ja) * 2014-03-17 2018-08-22 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置
DE102014212943B4 (de) * 2014-07-03 2016-11-24 Siemens Healthcare Gmbh Magnetresonanz-Bildgebung unter Berücksichtigung von unterschiedlichen Frequenzkodiermustern
US10524663B2 (en) * 2015-06-19 2020-01-07 The Board Of Trustees Of The University Of Illinois Phase measurement, analysis, and correction methods for coherent imaging systems
KR101819908B1 (ko) 2016-05-27 2018-01-18 한국과학기술원 자기공명 영상 생성방법 및 그를 위한 장치
WO2018069050A1 (en) 2016-10-10 2018-04-19 Koninklijke Philips N.V. Gradient impulse response function mapping
EP3749185A4 (en) * 2018-06-25 2021-03-31 Samsung Electronics Co., Ltd. METHOD AND APPARATUS FOR RECONSTRUCTING A MAGNETIC RESONANCE IMAGE
JP7245076B2 (ja) 2019-03-01 2023-03-23 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法
CN113075598B (zh) * 2020-01-03 2022-05-27 上海联影医疗科技股份有限公司 磁共振系统的磁场分布检测方法、磁共振系统及成像方法
JP7461913B2 (ja) * 2021-08-03 2024-04-04 富士フイルムヘルスケア株式会社 磁気共鳴イメージング装置およびその制御方法

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0775627A (ja) * 1993-06-11 1995-03-20 Hitachi Ltd 磁気共鳴診断装置における体動追従計測方法
US5833609A (en) * 1996-11-26 1998-11-10 Picker International, Inc. Rotating diffusion MR imaging reduced motion artifacts
US6323646B1 (en) * 1999-05-21 2001-11-27 General Electric Company Method and apparatus for producing diffusion weighted MR images
DE10109511C2 (de) * 2001-02-28 2003-03-27 Max Planck Gesellschaft Verfahren und Gerät zum Gewinnen von Daten für diffusionsgewichtete Magnetresonanz-Bildgebung
WO2005023108A1 (ja) 2003-09-05 2005-03-17 Hitachi Medical Corporation 磁気共鳴イメージング装置
JP2005152175A (ja) 2003-11-25 2005-06-16 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 磁気共鳴撮像装置および方法
JP4347788B2 (ja) * 2004-12-01 2009-10-21 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｍｒｉ装置
JP5179182B2 (ja) * 2005-07-27 2013-04-10 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
US8154294B2 (en) * 2007-06-14 2012-04-10 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and method for correcting error due to gradient magnetic field
DE102007054863B4 (de) * 2007-11-16 2009-09-10 Siemens Ag Verfahren und Computersoftwareprodukt zur Magnet-Resonanz-Bildgebung auf Basis einer partiellen parallelen Akquisition (PPA)
DE102008057294B4 (de) * 2008-11-14 2010-10-07 Siemens Aktiengesellschaft Trennung von Fett- und Wasserbildern nach dem Zwei-Punkt-Dixon-Verfahren unter Berücksichtigung des T*2-Zerfalls
DE102009055961B4 (de) * 2009-11-27 2018-10-18 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Erfassung von einer Atembewegung eines Untersuchungsobjektes entsprechender Signaldaten mittels Magnetresonanz

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
JP特开2005-152175A 2005.06.16

Also Published As

Publication number Publication date
EP2158842A4 (en) 2014-11-05
US8154294B2 (en) 2012-04-10
EP2158842A1 (en) 2010-03-03
US20100164495A1 (en) 2010-07-01
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JP5399240B2 (ja) 2014-01-29
WO2008152937A1 (ja) 2008-12-18
CN101711126A (zh) 2010-05-19

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