CN102266225A

CN102266225A - 磁共振成像装置

Info

Publication number: CN102266225A
Application number: CN 201110220356
Authority: CN
Inventors: 木村德典
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2008-07-24
Filing date: 2009-07-24
Publication date: 2011-12-07
Anticipated expiration: 2029-07-24
Also published as: CN102266225B; JP2010046473A; JP5417050B2; JP5414335B2; JP2010046475A

Abstract

本发明磁共振成像装置具有：对于关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域内的多个像素位置的各个位置，以相位在流体进行流动的流动部分与组织静止的静止部分、或在磁化率与正常部分不同的异常部分与上述正常部分中相互不同的方式被激发的磁化向量进行检测的检测单元；决定各像素位置的像素值，作为与关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化向量的振幅的绝对值成比例的值的决定单元；根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化向量的实部或相位，以在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述正常部分中使上述像素值的差增大的方式，校正由上述决定单元所决定的像素值的校正单元。

Description

磁共振成像装置

本申请是申请日为2009年7月24日，申请号是200910161640.X，发明名称为“磁共振成像装置”的申请的分案申请。

相关申请的交叉引用

本申请基于2008年7月24日提交的在先的日本专利申请No.2008-190967、2009年4月10日提交的在先的日本专利申请No.2009-096183、2009年6月5日提交的在先的日本专利申请No.2009-136251并要求其为优先权，其全部内容通过引用结合在本申请中。

技术领域

本发明涉及生成流体流动的血管那样的流动部分比静止部分突出，或磁化率与正常组织不同的异常组织比正常部分突出并加以显示的图像的磁共振成像装置。

背景技术

动脉以及静脉磁共振成像法，即，磁共振血管成像(MRangiography：MRA)具有使用梯度回波法(gradient echo：GRE)的时间飞跃法(time of flight：TOF)和使用低信号描绘血管的快速自旋回波法(Fast spin echo：FSE)的黑血法(black-blood：BB)。最近，出现了应用静脉磁化率(susceptibility)效果的SWI(susceptibility-weighted imaging)法。

非造影TOF法是白血法(white-blood：WB)的代表例。非造影TOF法利用流动(in-flow)效果，因此靠近薄块的流入部的流速快的动脉血管呈现为高信号。在该非造影TOF法中，乱流部分描绘是困难的，并且穿通枝等末梢血管难以描绘，因此在通过动脉主体描绘出。另外，使用常磁性造影剂并利用T1W(T1-weighted)序列进行摄像的情况下由于高信号描绘血管将采用WB法(白血法)。另外，在这里，血管与背景组织相比呈高信号的MRA法广义上被称为WB法。

BB法(黑血法)血管相对于周围组织呈现为低信号，因此可以描绘出慢血流，并且还可以正确描绘出血管壁。BB法可以描绘出在TOF法中描绘困难的乱流部。BB法的序列起初是利用FSE法而被开发的，但是可能由于图像处理问题等原因没怎么普及。BB法虽然动脉血管以及静脉血管均呈现为低信号，但是可以通过缩短回波时间强调动脉。另外，使用常磁性造影剂并利用T2＊W(T2＊-weighted)序列进行摄像的情况中，由于低信号扫描血管将采用BB法。

BB法由于周围组织呈现为低信号，只区别血管并加以抽出是困难的。例如在最小密度值投影(minIP)中排除空气是很困难的。在WB法中，即使在最大密度值投影(MIP)中也可以比较容易地进行血管抽出。

再者，作为其他的MRA方法，相位对比法被广泛采用。相位对比法利用将倾斜磁场作为双极倾斜互相反转极性所收集的2组信号的振幅与相位并进行图像化。

另外，MRA为取得流动部分与静止部分附加对比度进行表示的图像的摄像法。作为与此不同的以对比度表示磁化率差异的图像的摄像法被广泛采用。例如，众所周知的取得产生出血的组织那样的异常组织与其周边的正常组织附加对比度进行表示的图像的摄像方法。

以上那样的流动部分与静止部分，或异常组织与正常组织附加对比度进行表示的各种方法一直以来被广泛采用。但是，为了准确，或有效的医用诊断，通过使对比度变得更大来找出流动部分或异常部分较为明瞭地表示的图像。

另外，根据美国专利第6501272号说明书中记载的技术，可以将与血管内部的相关的信号值接近为0，但是有不能将信号值接近为负值的界限并且处理也很复杂，因此信噪比(SNR：signal-to-noise ratio)下降了。

相位对比法为了取得1张图像必须利用2组序列进行收集磁共振信号。为此，摄像时间就会变得越长。另外，为了将相位差限制在180度，必须知道作为的对象的血流的流速，设定用于取得良好图像的适当的摄像参数是很难的。

本申请人考虑到这样的事情，在日本特开2008-272248公报中提出了根据利用WB法取得的数据以及利用BB法取得的数据，与这些数据相比生成相对于关心组织的对比度比高的其他数据的技术。该技术在原理上将利用BB法取得的信号值从利用WB取得的信号值中减去。这样一来，利用WB法取得的信号值与利用BB法取得的信号值的差由于在血管中比背景部分大，因此可以取得血管的信号值与静止部分的信号值的差均比利用WB法取得的数据以及利用BB法取得的数据大的数据。

然而，在MRA中的图像重建上，一直以来仅仅使用磁共振信号的振幅信息。因此在BB法中有在粗的血液流速慢的血管等中不能完全失相(dephase)时，具有负相位的部分信号值为绝对值时可以由负值向正值折返的情况。并且在该情况中，如果适用日本特开2008-272248公报记载的技术，相反对比度会下降。

另外，在BB法中，背景部分呈现为无信号时，根据上述折返血管的信号值比背景部分要高。因此，如果适用日本特开公报2008-272248中集散的技术，对比度将大幅度下降。

另外，用于取得WB图像的TOF法一般使用GRE序列。并且在TOF法中，为了统一体素内的自旋相位并作为向量之和将信号最大化，一般使用重相序列。并且重相序列通常通过1次倾斜矩置0(GMN：gradient moment nulling)来实现。1次GMN中，由于在磁共振信号中支配性0次以及1次的流动成分的相位大致应为0，因此TOF中的图像生成一直以来只使用磁共振信号的振幅信息。

但是，在1次GMN中，2次以上的矩不能重相。因此，在体素内的自旋相位并不是完全统一的，因此也未必取得具有最大限振幅分量的磁共振信号。但是，在GMN中，到更高次矩为止，越重相磁场脉冲的变化参数就越复杂、TE也越大。因此，以往一般像上述那样使用1次GMN，为了进一步缩短TE，也可以使用0次GMN的GRE序列。另外，在0次GMN中，有通过利用TE短缩效果减少2矩以上成分的效果，不怎么使体素内的相位分散增大而改善动脉瘤等乱流部分的描绘能力的情形，但可以指摘主干动脉2次分枝以后程度的末梢中的描绘能力下降情形。

这样，即使在WB法也存在不能充分取得对比度的情形。以上情况并不只限于血管摄像，可以说在利用正常组织与异常组织的磁化率的差异描绘出异常组织的摄像法中也是一样的。

发明内容

鉴于上述情况，希望能够提高血管等流动部分以与背景部之间或磁化率不同的部分之间的对比度。

本发明的第1实施方式的磁共振成像装置，其特征在于，包括：

检测单元，对于关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域内的多个像素位置的各个位置，以相位在流体进行流动的流动部分与组织静止的静止部分、或在磁化率与正常部分不同的异常部分与上述正常部分中相互不同的方式被激发的磁化向量进行检测；

决定单元，决定各像素位置的像素值，作为与关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化向量的振幅的绝对值成比例的值；

校正单元，根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化向量的实部或相位，以在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述正常部分中使上述像素值的差增大的方式，校正由上述决定单元所决定的像素值。

本发明的第2方式的磁共振成像装置，其特征在于，包括：

第1检测单元，对于关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域内的多个像素位置的各个位置，以流体进行流动的流动部分比组织静止的静止部分、或磁化率与正常部分不同的异常部分比上述正常部分振幅大，并且相位在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述正常部分中不同的方式被激发的第1磁化向量进行检测；

第1生成单元，生成第1数据，该第1数据包含与关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述第1磁化向量的振幅的绝对值成比例的值，作为各像素位置的第1像素值；

第2检测单元，对于关于上述多个像素位置的各个位置，以上述流动部分或上述异常部分比上述静止部分或上述正常部分振幅小，并且相位在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述正常部分中不同的方式被激发的第2磁化向量进行检测；

第2生成单元，生成第2数据，该第2数据包含与关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述第2磁化向量的振幅的绝对值成比例的值，作为与各像素位置相关的第2像素值；以及

校正单元，以在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述正常部分中使上述像素值的差增大的方式校正上述第1以及第2数据中的至少一个数据，根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述第1磁化向量的实部或相位以上述方式校正上述第1数据，根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述第2磁化向量的实部或相位以上述方式校正上述第2数据；

生成上述流动部分或上述异常部分相对上述静止部分或上述正常部分的对比度比该2个数据高的第3数据的单元，该单元在上述校正单元只校正上述第1数据的情况下根据由上述校正单元所校正的第1数据与由上述第2生成单元所生成的第2数据生成上述第3数据，在上述校正单元只校正上述第2数据情况下根据由上述第1生成单元所生成的第1数据与由上述校正单元所校正的第2数据生成上述第3数据，在上述校正单元校正上述第1数据以及第2数据双方的情况下根据由上述校正单元所校正的第1数据以及第2数据生成上述第3数据。

本发明第3实施的磁共振成像装置，其特征在于，包括：

检测单元，关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域内的多个像素位置的各个位置，将以流体进行流动的流动部分比组织静止的静止部分、或磁化率与正常部分不同的异常部分比上述正常部分振幅大，并且相位在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述正常部分中互不相同的方式被激发的第1磁化向量作为第1回波利用多回波法进行检测，将以上述流动部分或上述异常部分比上述静止部分或上述正常部分振幅小，并且相位在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述正常部分中互不相同的方式被激发的第2磁化向量作为第2回波利用多回波法进行检测；

生成数据的单元，该数据包含与关于上述多个像素位置的各个位置作为上述第2回波被检测出的上述第2磁化向量的振幅的绝对值成比例的值，作为与上述各像素位置相关的像素值；

根据作为上述第1回波被检测出的上述第1磁化向量的相位，求出关于上述多个像素位置的各个位置由上述第2磁化向量中的上述静止部分或上述正常部分引起的背景相位的单元；

计算出各像素位置的校正相位，作为从关于上述多个像素位置的各个位置作为上述第2回波所检测出的上述第2磁化向量的相位中除去上述背景相位的相位的单元；

以使关于上述多个像素位置的各个位置所计算出的上述校正相位不为0的像素位置的上述数据中的像素值、与上述校正相位为0的像素位置的上述数据中的像素值的差增大的方式进行校正的单元。

本发明第4方式的磁共振成像装置，其特征在于，包括：

检测单元，关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域内的多个像素位置的各个位置，以流体进行流动的流动部分比组织静止的静止部分、或磁化率在与正常部分不同的异常部分比上述正常部分振幅大，并且相位在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述正常部分中互不相同的方式被激发的第1磁化向量作为第1回波利用多回波法进行检测，以及以上述流动部分或上述异常部分比上述静止部分或上述正常部分振幅小，并且相位在上述流动部分或上述异常部分与上述静止部分或上述正常部分中互不相同的方式被激发的第2磁化向量作为第2回波利用多回波法进行检测；

生成第1数据的单元，该第1数据包含与关于上述多个像素位置的各个位置作为上述第1回波被检测出的上述第1磁化向量的振幅的绝对值成比例的值作为各像素位置的第1像素值；

生成第2数据的单元，该第2数据包含与关于上述多个像素位置的各个位置作为上述第2回波被检测出的上述第2磁化向量的振幅的绝对值成比例的值作为与各像素位置相关的第2像素值；

根据上述第1磁化向量的相位，求出关于上述多个像素位置的各个位置由上述第2磁化向量中的上述静止部分或上述正常部分引起的背景相位的单元；

将关于上述多个像素位置的各个位置作为上述第2回波所检测出的上述第2磁化向量以除去背景相位的方式进行校正的单元；

根据上述第1磁化向量与上述校正后的第2磁化向量，生成上述流动部分或上述异常部分相对于上述静止部分或上述正常部分的对比度比上述第1数据以及上述第2数据高的第3数据的单元。

本发明第5方式的磁共振成像装置，其特征在于，包括：

检测单元，对于关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域内的多个像素位置的各个位置，以相位在流体进行流动的流动部分与组织静止的静止部分、或磁化率在与正常部分不同的异常部分与上述正常部分中互不相同的方式被激发的磁化向量进行检测；

根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化向量中的振幅分量，生成与上述被检体相关的振幅图像的单元；

通过根据关于上述多个像素位置的各个位置所检测出的上述磁化向量求出的复数信号，求出背景相位的实部的单元；

根据上述背景相位的实部生成余弦滤波器的生成单元；

将上述余弦滤波器适用于上述振幅图像，取得校正了上述背景相位的实部的图像的校正单元。

本发明第6实施方式的磁共振成像装置，其特征在于，包括：

关于包含被检体的血管部分以及静止部分的摄像区域，通过包含强调与静止部分相比上述血管部分的信号下降的失相倾斜磁场脉冲的脉冲序列，取得上述摄像区域的磁共振信号的单元；

以使上述静止部分的磁共振信号的相位为0并且上述血管部分的磁共振信号的相位接近±180度的方式校正上述摄像区域内的磁共振信号的相位的单元；

根据上述相位被校正的磁共振信号，生成上述摄像区域的血管图像的单元。

本发明第7施方式的磁共振成像装置，其特征在于，包括：

根据上述摄像区域的磁共振信号生成实像以及虚像的单元；

根据上述实像以及虚像生成强度图像以及相位图像的单元；

根据上述相位图像生成无相位变化(0)的部分的权重为正1、相反相位(±180度)的部分的权重为负1的校正相位图像的单元；

将上述校正相位图像适用于上述强度图像的单元。

本发明第8实施方式的磁共振成像装置，其特征在于，包括：

检测单元，对于关于包含被检体的至少一个部分的摄像区域内的多个像素位置的各个位置，以相位在流体进行流动的流动部分与组织静止的静止部分中互不相同的方式被激发的磁化向量，使用TOF法进行检测；

根据上述背景相位的实部生成余弦滤波器的生成单元；

将上述余弦滤波器适用于上述振幅图像中得到校正了上述背景相位的实部的图像的校正单元。

在下面的描述中将提出本发明的其它目的和优点，部分内容可以从说明书的描述中变得明显，或者通过实施本发明可以明确上述内容。通过下文中详细指出的手段和组合可以实现和得到本发明的目的和优点。

附图说明

结合在这里并构成说明书的一部分的附图描述本发明当前优选的实施方式，并且与上述的概要说明以及下面的对优选实施方式的详细描述一同用来说明本发明的原理。

图1为表示本发明1实施方式的磁共振成像装置(MRI装置)的概略结构图。

图2为表示用于取得图1所示的MRI装置的合成MRA的第1实施方式的动作顺序的结构图。

图3为表示图1中运算单元的BB图像校正处理的处理顺序的结构图。

图4为表示向量V、向量Vcol、相位Φflow以及相位Φback的关系的一例的图。

图5为表示BB中振幅分布的一例的图。

图6为表示图5显示的振幅分布与同一直线上相位分布的一例的图。

图7为表示相位Φcor分布的图。

图8为表示窗口函数W的一例的图。

图9为表示强调相位Φcor.enh的分布的一例的图。

图10为表示针对图4所示的向量Vcor所计算的向量Vcor.enh与实部Re[Vcor.enh]关系的图。

图11为比较并表示位于图5左侧的血管的校正前后的向量的图。

图12为比较并表示位于图5右侧的血管的校正前后的向量的图。

图13为表示在具有图5以及图6所示的振幅以及相位的分布的直线上的各位置处通过校正所计算出的信号值I的分布的一例的图。

图14为表示第1回波信磁化向量与第2磁化向量关系的图。

图15为表示图1中运算单元的BB图像校正处理的处理顺序的结构图。

图16为表示TOF以及FS-BB中振幅分布的一例的图。

图17为表示图16所示的振幅分布与同一直线上相位分布的一例的图。

图18为表示相位Φ2cor分布的图。

图19为表示窗口函数W的一例的图。

图20为表示强调相位Φcor.enh分布的一例的图。

图21为表示与图14所示的向量V2cor相关的向量V2cor.enh、向量差分V1-V2cor.enh以及实部A1-Re[V2cor.enh]的关系的一例的图。

图22为比较并表示位于图6右侧的血管的TOF向量与校正前后的FS-BB向量的图。

图23为比较并表示位于图16右侧的血管的TOF向量与校正前后的FS-BB向量的图。

图24为比较并表示图16所示的TOF的振幅的分布与V2cor.enh的振幅分布的图。

图25为表示针对图24所示的TOF以及V2cor.enh所计算的图像值Ah分布的图。

图26为表示作为图16所示的TOF与FS-BB得差分而计算的以前的图像值的分布的图。

图27为表示图1中运算单元的第3实施方式的BB图像校正处理的处理顺序的结构图。

图28为表示余弦滤波器的特性的一例的图。

图29为表示通过以前的FSBB法取得的实部图像与通过第3实施方式取得的实部图像的图。

图30为表示图29中的左侧图像中所示的白线位置上的图像值的剖面图。

图31为表示图29中的右侧图像中所示的白线位置处的图像值的剖面图。

图32为表示用于取得图1所示的MRI装置的合成MRA的第2实施方式的动作顺序的结构图。

图33为表示图1中运算单元的WB图像校正处理的处理顺序的结构图。

图34为表示余弦滤波器特性的一例的图。

图35为表示窗口函数的变形例的图。

具体实施方式

下面参照附图说明本发明实施方式。

图1为表示本发明1实施方式的磁共振成像装置(MRI装置)100的概略结构图。

该MRI装置100具有：装载被检体200的床部；发生静磁场的静磁场发生部；用于向静电磁场附加位置信息的倾斜磁场发生部；收发高频信号的发送接受部；承担系统整体的控制以及图像重建的控制·运算单部。并且MRI装置100中，作为上述各部的结构要素，具有：磁铁1、静磁场电源2、匀场线圈3、匀场线圈电源4、床板5、倾斜磁场线圈单元6、倾斜磁场电源7、RF线圈单元8、发射器9T、接受器9R、定序器(顺序控制器)10、运算单元11、存储单元12、显示器13、输入器14、声音发生器15以及主计算机16。另外MRI装置100与计测作为表示被检体200心时相信号的ECG信号的心电计测部连接。

静磁场发生部含有磁铁1和静磁场电源。作为磁铁1，例如可以使用超导磁体和常导磁体。静磁场电源2向磁铁1提供电流。这样，静磁场发生部在送入被检体200的圆筒状空间(诊断用空间)中发生静磁场B0。该静磁场B0的磁场方向与诊断用空间的轴方向(Z轴方向)大致一致。静磁场发生部中还设置了匀磁场线圈3。该匀磁场线圈3通过主计算机16控制下的匀磁场线圈电源4的电流供给，发生用于使静磁场均匀化的校正磁场。

床部将承载被检体200的床板5送入到诊断用空间或从诊断用空间送出。

倾斜磁场发生部含有倾斜磁场线圈单元6和倾斜磁场电源7。倾斜磁场线圈单元6设置在磁体1的内侧。倾斜磁场线圈单元6具有用于发生互相垂直X轴方向的、Y轴方向及Z轴方向的各倾斜磁场的3组线圈6X、6Y、6Z。倾斜磁场电源7在定序器10的控制下，提供用于使线圈6X、线圈6Y、线圈6Z发生倾斜磁场的脉冲电流。倾斜磁场发生部通过控制由倾斜磁场电源7提供给提供用于使线圈6X、6Y、6Z的脉冲电流，合成作为物理轴的3轴(X轴、Y轴、Z轴)方向上的各倾斜磁场，任意设定互相垂直的切片方向倾斜磁场GS、相位编码方向倾斜磁场GE以及读出方向(频率编码方向)倾斜磁场GR所构成的逻辑轴方向的各倾斜磁场。切片方向、相位编码方向以及读出方向的各倾斜磁场GS、GE、GR与静磁场B0重叠。

发送接受部含有RF线圈单元8、发射器9T及接受器9R。RF线圈单元8设置在诊断空间中被检体200附近。发射器9T及接受器9R与RF线圈单元8连接。发射器9T以及接受器9R在定序器10的控制下动作。发射器9T向RF线圈单元8提供用于产生核磁共振(NMR)的拉莫尔顿频率的RF电流脉冲。接受器9R获取RF线圈单元8所接受到的回波信号等MR信号(高频率信号)，并对其实施前置放大、中频转换，生成数字数据(原始数据)。

控制·运算部含有定序器10、运算单元11、存储单元12、显示器13、输入器14、声音发生器15以及主计算机16。

定序器10具有CPU及存储器。定序器10将主计算机16送来的脉冲序列信息存储在存储器中。定序器10的CPU根据存储器中存储的序列信息，控制倾斜磁场电源7、发射器9T及接受器9R的动作，并且一旦输入接受器9R输出的原始数据，就将其传送至运算单元11。这里，序列信息是指，是倾斜磁场电源7、发射器9T及接受器9R按照一串脉冲序列动作所必需的所有信息。例如，与向线圈6X、6Y、6Y上施加的脉冲电流的强度、施加时间以及施加定时等相关信息。

运算单元11通过定序器10输入接受器9R输出的原始数据。运算单元11将输入的原始数据设置在内部存储器中设定的K空间(也称为傅里叶空间或频率空间)，将设置在该K空间的数据进行2维或3维的傅里叶转换后重建成实空间的图像数据。另外，运算单元11根据需要也可以实施与图像相关的数据合成处理和差分运算处理(也包括加权差分处理)。该合成处理包括对每个像素加像素值的处理、最大密度投影(MIP)处理、最小密度投影(minIP)等。另外，作为上述合成处理的其他例子，可以在傅里叶空间上进行多个帧的轴的整合后，合成这些多个帧的原始数据得到1帧的原始数据。加法处理包括单纯加法处理、加法平均处理或加权加法处理。

存储单元12存储重建后的图像数据、实施了上述合成处理和差分处理后的图像数据。

显示器13在主计算机16的控制下显示应向用户提示的各种图像。作为显示器13可以使用液晶显示器等显示装置。

输入器14输入操作者希望的同步定时选择用的参数信息、扫描条件、脉冲序列、图像合成以及与差分运算相关的信息等各种信息。输入器14并将输入的信息发送到主计算机16。作为输入器14可以适当地具备鼠标和轨迹球等位置指示装置。

声音发生器15在主计算机发出指令时，将闭气开始及闭气结束的信息作为声音发出。

主计算机16总括MRI装置100的各部的动作以实现用已有的MRI装置实现的各种动作。主计算机16除此之外还具有后面所述在合成MRA实施时设定定标系数的功能。

心电计测部包括ECG传感器17和ECG单元18。ECG传感器17附着在被检体200的体表，将被检体的ECG信号作为电子信号(以下称为传感器信号)检测出。ECG18在对传感器信号实施包括数字数话处理在内的各种处理之后，向主计算机16以及定序器10输出。作为该心电计测部例如可以使用向量心电计。该心电计测部中的传感器信号在实施与被检体200心时相同步的扫描时，根据需要用于定序器。

下面详细说明上述构成的MRI装置100的动作。另外，MRI装置100可以执行利用已有的MRI装置实现的各种摄像，但是，省略与之相关的说明。并且在此，说明取得合成MRA的时的动作。而且在下面对用于取得合成MRA的处理各不相同的第1实施方式以及第2实施方式分别进行详细说明。

(第1实施方式)

步骤Sa1中定序器10控制倾斜磁场电源7、发射器9T以及接受器9R，进行WB法及BB法中的各自数据的收集。可以通过个别序列进行该WB法中的数据收集以及BB法中的数据收集，但是，在此，也可以使用多回波法在一串的序列中进行WB法以及BB法的双方的数据收集。作为摄像区域设定的薄块内的多个切片分别进行该数据收集。

作为WB法以及BB法，具体采用哪种方法是任意的。但是，在此，作为WB法采用TOF法，另外，作为BB法则采用FS-BB(flow-sensitiveBB)法。另外FS-BB法通过包含用于强调由于关心区域的动脉及静脉的流动引起的信号下降的失相倾斜磁场脉冲的梯度回波的脉冲序列进行数据收集。

步骤Sa2中运算单元11如上述那样，根据使用TOF法所收集的数据，重建血管与背景相比显示为高信号的图像(以下称WB图像)。另外，运算单元11如上述那样根据使用FS-BB法所收集的数据重建血管与背景相比显示为低信号的图像(以下称BB图像)。

步骤Sa3中运算单元11实施使用相位信息的BB图像校正处理。图3表示BB图像校正处理中运算单元11的处理顺序的结构图。

首先，将产生通过FS-BB法取得的磁共振信号的磁化复数成分的向量、振幅及相位分别以V、A及Φ表示时，向量将通过下面的公式表示。

V＝A exp[jΦ]

在此，在向量V中静止部分相位(背景相位)Φback与流动相位Φflow相加。并且静止部分相位(背景相位)Φback依赖TE而各不相同。也就是说，相位Φ将通过下面的公式来决定。

Φ＝Φflow+Φhack

步骤Sb1中运算单元11通过适当强度的低通滤波器(Low-passfilter，LPF)Hlow计算出相位Φlow。即，

Φlow＝arg[Hlow[V]]。

如果那样，该相位Φlow近似等于背景相位。

即，Φlow≈Φback。

步骤Sb2中运算单元11通过下面的公式计算出排除了背景相位Φback影响后的向量Vcor。

Vcor＝V exp[-jΦback]

即，从相位位Φ中排除背景相位的相位Φback将通过下面的公式表示。

Φcor＝arg[Vcor]

背景相位校正后的相位Φcor，TE可能很短或着在由于磁场不均匀引起的相位中低频率相位为支配性相位只能成为流动相位Φflow。即，下面公式成立。但是，Φflow由于流速及方向而不定。

Φcor≈Φflow

图5为表示BB中振幅分布的一例的图。该图5在2处分别表示了在通过血管的直线上的各位置处所收集的磁共振信号的振幅。作为BB，所以在血管中磁共振信号的振幅比背景部部分小。但是，位于图5中的左侧的血管的信号值由负向正折返。

图6为表示图5显示的振幅分布与同一直线上相位分布的一例的图。图6以粗实线表示相位Φ，以一点锁线表示背景相位Φback。

图7为表示相位Φcor分布的图。

该相位Φcor在与血管对应的位置处为除0之外的数值，在与静止部分对应的位置处为0。

步骤S b3中运算单元11强调背景相位为0的同时血管的相位接近±180°的相位。即，为了增大BB图像的对比度，将向量Vcor的实部与静止部分为0的同时血管的向量Vcor相位对应地增大为正数或负数。具体来说，例如准备图8所示的窗口函数W并通过下面的公式将相位Φcor变换为Φcor.enho

Φcor.enh＝Wenh[Φcor]

图9为表示强调相位Φcor.enho的分布的一例的图。

步骤Sb4中运算单元11通过下面的公式作成(再作成)强调调相位Φcor.enh中的向量Vcor.enh。

Vcor.enh＝abs[V]exp[jΦcor.enh]

步骤Sb4中运算单元11抽出向量Vcor.enh的实部Re[Vcor.enh]，并将其作为校正后的BB图像的信号值I。即，信号值I通过下面的公式计算出。

I＝Re[Vcor.enh]

这样计算出的像素值I在原来的BB图像中将在与血管对应的位置处决定的像素值与在与静止部分对应的位置处决定的像素值的差增大。这样，为了提高相对于血管的背景部分的对比度校正了BB图像。因此，根据这样校正后的BB图像，与校正前的BB图像相比可以比较正确描绘出血管的形态。

并且，使用这样校正后的图像，通过以下处理可以取得与以前相比描绘精度高的合成MRA图像。

在结束上述校正处理之后，如果需要的话，由图2步骤Sa3进入步骤Sa4。步骤Sa4中运算单元11通过运算WB图像与BB图像的合成(加权减法)，生成合成MRA图像。即，在与同一位置相关的各像素中将其像素的WB图像中的信号值作为S(WB)，将上述实施校正处理后的BB图像中的信号值作为S(WB)，并且，将定标系数设置为α，通过下面的(1)式计算出ΔS。

ΔS＝S(WB)-α×S(BB)...(1)

WB图像中的信号值S(WB)与血管的背景部分的信号值Sbase(WB)相比呈现为高信号。BB图像中的信号值S(BB)与血管的背景部分的信号值S base(BB)相比呈现为低信号。

这样，差分值ΔS均比信号值S(WB)及信号值S(BB)大。因此，相对于血管的背景部分的对比度均比WB图像及BB图像要高。

并且以上合成MRA图像在每个薄块上的所有切片中生成。

另外，步骤Sa5中运算单元根据WB图像生成遮蔽图像。该遮蔽图像例如在进行脑内血管摄像时，将被作为表示相当于脑实质的区域的图像。BB图像为了减小脑实质与其周围的信号差等将脑实质的区域抽出是很困难的。但是，WB图像中脑实质以及血管呈现为高信号，因此通过阈值处理等简单的处理可以抽出脑实质以及血管的区域。

步骤Sa6中运算单元11对多个合成MRA图像实施MIP处理生成混合MAR MIP图像。作为MIP处理对象的合成MRA图像可以作为所有切片的合成MRA图像的全部或一部分，也可以作为通过断面变换生成的多个合成MRA图像。另外，实施该MIP处理时，参照步骤Sa5中生成的遮蔽图像，只将相当于脑实质的区域作为对象进行实施。在例如BB图像的minIP图像等其他图像与合成MRA MIP图像一起显示时，对于其minIP处理也可以参照遮蔽图像。

根据上述MRI装置100的第1实施方式中的动作，由图13所知使用图5所示的振幅折返解除的BB图像生成合成MRA图像，进而生成合成MRA MIP图像，与使用图5所示的产生振幅折返的BB图像来生成合成MRA图像并进而生成合成MRA MIP图像相比更能提高相对于血管的背景部分的对比度。

(第2实施方式)

取得合成MRA图像情况下的MRI装置100的第2实施方式的动作顺序与图2所示的第1实施凡是的顺序相同。并且第2实施方式与第1实施方式在步骤Sa3中BB图像校正处理与步骤Sa4中合成(加权减法)处理的具体内容不同。因此，下面详细说明该不同点。省略说明与第1实施方式相同的动作。

第2实施方式适合利用多回波法进行收集与WB法以及BB法各自相关的信号的情况。下面作为第1波施加TOF法、2回波施加MPG(motion probing gradient：动梯度场)之后的FS-BB法，并且在两者(第1回波和第2回波)中水·脂肪为同相位，例如均行梯度回波同相(In-phase)。

首先，将第1回波的磁化复数成分的向量、振幅以及相位分别以V1、A1以及Φ1表示，另外将第2回波的磁化复数成分的向量、振幅以及向量分别以V2、A2以及Φ2表示。该情况下的向量V1、V2分别通过下面的公司表示。

V1＝A1exp[jΦ1]

V2＝A2exp[jΦ2]

这里，第1回波在GMN完全的情况下只保存静止部分相位，第2回波为静止部分相位与流动相位相加。并且，静止部分相位依赖于TE而不同。振幅第1回波比第2回波大。因此，如图14所示以下关系成立。

Φ1＝Φ1back

Φ2＝Φ2flow+Φ2back

A1＞＝A2

步骤Sc1中运算单元11计算出第2回波的背景相位Φ2back。

这里，静止部分相位如果可以忽视Maxwell term，在GRE序列情况下与TE成正比，因此背景相位Φ2back可以通过下面的公式计算出。

Φ2back＝(TE2/TE1)Φ1back＝(TE2/TE1)Φ1

即，第2回波的静止部分相位可以采用第1回波相位其本身进行表示。

图16为表示TOF以及FS-BB中振幅分布的一例的图。该图16在2处分别表示了在通过血管的直线上的各位置处所收集的磁共振信号的振幅。TOF作为WB法，因此，血管中的磁共振信号的振幅比背景部为大。FS-BB作为BB法，因此，血管中的磁共振信号的振幅比背景部分小。但是，在FS-BB中，位于图16中左侧的血管的信号值由负数向正数折返。

图17为表示图16所示的振幅分布与同一直线上相位分布的一例的图。图17以实线表示相位Φ1、Φ2，以虚线表示FS-BB中的背景相位Φ2back＝(TE2/TE1)Φ1。

步骤Sc2中运算单元11校正第2回波的背景相位。即，运算单元11通过下面的公式计算出从向量V2中排除了背景相位Φ2back的影响后的向量V2cor。

V2cor＝V2exp[-jΦ2back]＝A2exp[-j(Φ2flow+Φ2back-Φ2back)]＝A2exp[-jΦ2flow]

即，像下面公式那样第2回波的背景相位校正后的相位Φ2back只成为流动相位。

Φ2cor＝arg[V2cor]≈Φ2flow

相位Φ2flow由于流速以及方向而不定。然而，相位Φ2flow

与第1回波的相位相同的概率小。在根据向量V1、V2应计算出的合成MRA图像的图像值Ah为A1、A2情况下，将向量V1、V2与看作为同相位的差分是等价的。因此，该阶段中将图像值Ah作为复数差分的绝对值通过下面的公式来定义。血管CNG比绝对值至少相同或变大。

Ah＝abs[V1-V2cor]

或者将图像值Ah作为第1回波振幅与第2回波背景部相位的校正后的实部成分的差分通过下面的公式来定，血管CNG仍然比绝对值差分至少相同或变大。

Ah＝A1-Re[V2cor]

另外，以上步骤Sc1以及步骤Sc2与第14实施方式的步骤Sb1以及Sb2一样仅根据BB图像就可以计算出。

图18为表示相位Φ2cor分布的图。

步骤Sc3中运算单元11进行强调背景部相为0同时血管的相位接近±180°的相位。即，并且为了增大差分后的血管信号，将向量V2cor与静止部为0血管的V2cor对应地变大成正数或负数。具体来说，例如准备图19所示的窗口函数W并通过下面的公式将相位Φ2cor变换为强调相位Φ2cor.enh。

Φ2cor.enh＝W[Φ2cor]

图20为表示强调相位Φcor.enh分布的一例的图。

步骤Sc4中运算单元11通过下面的公式作成(再作成)强调相位Φ2cor.enh中的向量V2cor.enh。

V2cor.enh＝Abs[V2]exp[jΦ2cor.enh]

如果以上校正处理结束的话，由图2中的步骤Sa3进入步骤Sa4。步骤Sa4中运算单元11通过运算WB图像与BB图像的合成(加权减法)，生成合成MRA图像。但是，好不容易在步骤Sc3中将第2回波的相位Φ2cor.enh接近-180°那样对相位进行了强调。

在此，不使用复数成分，通过下面的公式计算出图像值Ah。

Ah＝Abs[V1]-α×Re[V2cor.enh]

根据以上MRI装置100的第2实施方式中的动作，据图24所知那样使用图16所示的振幅折返解除的BB图像生成合成MRA图像，进而生成合成MRA MIP图像。因此，通过图25与图26的比较显而易见与使用图16所示的振幅发生的BB图像相比，更能提高血管相对于背景部的对比度。

(第3实施方式)

取得合成MRA时的MRI装置100的第3实施方式的动作顺序与图2所示的第1实施方式的顺序是一样的。并且，第3实施方式与第1实施方式在步骤Sa3中的BB图像校正处理的具体内容不同。因此，下面详细说明该不同点，省略说明与第1实施方式相同动作。

步骤Sd1中运算单元11通过下面的公式计算出背景相位校正后的复数信号Scoro

Scor＝Sorig·Slow＊/|Slow|

但是，在此，Sorig为最初的复数信号、Slow为通过低通滤波器过滤器处理Sorig所取得的复数信号，并且，Slow＊为复数信号Slow的复数共轭。

步骤Sb2中运算单元11通过下面的公式计算出背景相位被校正并正规化的实部信号cos(Φcor)。

cos(Φcor)＝real[Scor/|Scor|]

步骤Sd3中运算单元11排除振幅图像中的空气等区域。具体来说，空气等信号小的部分的体素由于相位随机，因此通过对振幅图像实施阈值处理等来作成相当于空气区域的遮蔽。并且，通过使用该遮蔽对BB图像实施遮蔽处理将空气区域从振幅图像中消除。遮蔽处理具体来说对于振幅图像的各像素，振幅值A在阈值Th之上时Mask＝1、除此之外Mask＝0，将各像素的遮蔽后的图像值Smask作为Mask×Sorig的处理。

步骤Sd4中运算单元11作为正规化了的实部信号与强调系数n的参数向下面那样生成余弦滤波器HB＝H{cos(Φcor)，n}。

HB＝2×[Mⁿ-0.5]

这里，余弦滤波器有非对称型与对称型。非对称型情况下的M如果Im[Scor]＜0、Φcor＜0中的任何一个条件成立的话就可以通过下面的公式来决定。如果上述条件不成立的话M为1。

M＝{cos(Φcor)+1}/2

对成型情况下的M可以无条件地像下面公式那样来决定。

M＝{cos(Φcor)+1}/2

另外，强调系数n为1以上的数值。强调系数n越大强调越强。如果n＝0，HB将为1，这相当于振幅。如果n＝1，HB将为cos(Φcor)，这相当于单纯real。另外，在强调系数n不怎么大并且TE很短，磁化率效果可以忽视的情况下对称型合适，除此之外非对称型合适。

图28为表示余弦滤波器的特性的图。

步骤Sd5中运算单元11根据上述决定单元在上述多个像素位置处决定的像素值，将在步骤Sd4中生成的余弦滤波器适用于振幅图像Aorig，计算出校正后的BB图像的图像值Icoro即，图像值I将通过下面的公式来计算。

Icor＝Aorig×HB

图29为表示通过以前的FSBB法取得的实部图像与通过第3实施方式取得的实部图像的图。图29的左侧为通过以前的FSBB法取得的实部图像，右侧为通过第3实施方式取得的实部图像。图30为表示图29中的左侧图像中所示的白线位置上的图像值的剖面图。另外，图31为表示图29中的右侧图像中所示的白线位置处的图像值的剖面图。

通过这些图29至图31显而易见：根据MRI装置100的第3实施方式的动作，取得图5所示的振幅的折返解除的BB图像。因此，与第1实施方式一样，与使用图5所示的振幅折返发生的BB图像相比更能提高相对于血管背景部分的对比度。

并且，通过使用这样提高对比度的BB图像并将其与WB图像的合成(加权减法)与第1实施方式一样运算，能够生成与第1实施方式相比对比度更高的合成MRA图像。

而且，根据第3实施方式，通过使用了复数信号的实部的运算来实现相位成分的图像值的强调，因此，为了像第1实施方式那样不需要计算出相位Φ，可以通过第1实施方式来减轻运算单元11的负荷。

并且，根据第3实施方式，通过变更M(cos(Φcor))的值可以选择性地适用非对称型以及对称型的余弦滤波器。

另外，根据第3实施方式，通过将强调系数n的值作为比0大的值，可以进行使用了实部的强调处理，由此更能提高对比度。并且通过调整强调系数n的值可以调整是使用实部的强调处理的强度。

(第4实施方式)

在1次GMN中2次以上的矩的血管流成分的相位和在0次GMN中1次以上的矩的血管流成分的相位不为0。而且，第4实施方式中，通过利用与这些相位相关的信息，极力提高WB图像的对比度，也就是说，第4实施方式中，有效利用比基于在TOF法中适用的GMN而进行的失相次数高次的次数的流动成分来提高血管描绘能力。进而换句话说，在n次的GMN(n+1)次矩以上的流动血管成分中，相位不为0，因此，该相位的信息为了提高与血流部相关的信号振幅而附加于振幅信息。

另外，在实施与图2同一处理的步骤中附加同一符号，省略其详细说明。

将图32与图2相比可知：MRI装置100的动作在第4实施方式中与第1实施方式的同点是在步骤Sa5中作成遮蔽之前，执行步骤Se1校正WB图像。

图33为表示图1中运算单元的WB图像校正处理的处理顺序的结构图

步骤Sf1中运算单元11通过利用高通滤波器(又称为零差滤波器)等排除低频率磁场不均匀成分，计算出背景相位校正后的复数信号Scoro即，信号Scor可以通过下面的公式计算出。

Scor＝Sorig·Slow＊/|Slow|

但是，这里，Sorig为最初的复数信号、Slow为通过低通滤波器滤波处理Sorig所取得的复数信号，并且Slow＊是复数信号Slow的共轭。

步骤Sf2中运算单元11通过下面的公式计算出背景相位被校正并正规化的实部信号cos(Φcor)

cos(Φcor)＝real[Scor/|Scor|]

步骤Sf3中运算单元11排除振幅图像中的空气等区域。具体来说，空气等信号小的部分的体素由于相位随机，因此，通过对振幅图像实施阈值处理等来作成相当于空气区域的遮蔽。并且，通过使用该遮蔽对WB图像实施遮蔽处理，将空气区域等从振幅图像中消除。遮蔽处理具体来说对于振幅图像的各像素，振幅值A在阈值之上时Mask＝1，除此之外Mask＝0，将各像素的遮蔽后的图像值Smask作为Mask×Sorig的处理。

步骤Sf4中运算单元11作为正规化了的实部信号与强调系数n的函数像下面那样生成余弦滤波器

HW＝H{cos(Φcor)，n}。

HW＝1+(k-1)×(1-Mⁿ)

但是，M为作为{1+cos(Φcor)}/2而计算出的值。另外，k是余弦滤波器的最大倍数。n是强调系数，1以上的数值。n越大强调越强。

也就是说，余弦滤波器是作为增益最小值为1、最大值为k的滤波器而生成的。

图34为表示余弦滤波器的特性的一例的图。

图34所示的特性涉及将k固定为3，将n分别固定为1，4，8，16，32，64的6种余弦滤波器。

步骤Sf5中运算单元11根据上述决定单元在上述多个像素位置处决定的像素值，将在步骤Sf4中生成的余弦滤波器适用于振幅图像Aorig，计算出校正后的WB图像的图像值Icoro即，图像值I通过下面的公式计算出。

Icor＝Aorig×HW

也就是说，将振幅设置为A，将相位设置为Φ，并将体素的复数信号S作为S＝A*exp[jΦ]表示时，Φ越距离0越A就变大那样进行滤波处理。

这样根据第4实施方式，实施基于n次的GMN中(n+1)次距以上的流动血管成分中所包含的相位的强调，进而提高WB图像中的血管与背景部的对比度。

并且，通过使用这样提高对比度的WB图像并将其与BB图像的合成(加权减法)与第1实施方式一样运算，能够生成与第1实施方式相比对比度更高的合成MRA图像。

另外，该第4实施方式由于可以缩短TE并且血管流成分中包含的相位变得比较大，因此在适用0次GMN情况中可以取得最大效果。但是，因为在适用重相直到较高次的矩为止的n次GMN(n为1以上)情况中，基于n+1次以上的相位成分图像值被强调，也可以取得效果。例如，在1次GMN中也可以强调乱流等2次以上的成分。

该实施方式可以实施以下各种变形。

(1)背景不仅可以通过其自身数据计算出，还可以通过其他数据计算出。

例如，可以使用对流动(flow)使用感度极微弱的匀场序列而作成的相位图。最近，为使脂肪抑制或EPI(echo planar imaging：梯度平面回波成像)图像稳定化，在日常工作上对每个患者进行摄像取得上述相位图的情况多，因此不需要随时间变化而再次进行为了作成相位差图而进行摄像，时间上并没有问题。

GRE法的2回波(TE＝TE1，TE2)中，使用水以及脂肪的同相(in-phase)的TE组合。当将水·脂肪的化学位移作为3.5ppm时，静磁场强度为1.5T，则TE1＝4.5ms，TE2＝9.0ms。

(2)匀场以及GMN附有图像中所计算出的背景相位没有流动效果，由静磁场不均匀引起的成分是支配性的，因此看作使用支配性成分大致反映原来的相位。然而，特别是依据与低通滤波器的差分所计算出的相位，血管的相位评价过低。因此，为了接近原来的相位可以共计实施下面线形windowing的相位强调处理进行合并。但这些处理所要维持相位的线形关系则是无用的。即，为了接近原来的相位或在线形上维持血管相位的大小关系，正负最大相位分别为±180那样使用例如图35所示的窗口函数进行定标。

另外，通过低通滤波器差分所计算出的相位虽然对于血管的型号具有依赖性并不严密，但如果是大致相同型号的话大致上可以维持相位的大小关系，即血流速的大小关系。

为了使最大相位接近180度乘以非线形的窗口函数。该情况下相位的大小关系忽视不说提高血管的对比度。

(3)在上述第1实施方式以及第2实施方式中均省略了相位强调处理。

(4)上述第1实施方式至第3实施方式为了提高合成MRA图像中的血管与静止部的对比度，提高用于为了生成合成MRA图像的BB图像中的血管与静止部的对比度。然而，该技术即便在与混合图像MRA图像无关系地单独取得BB图像情况中，也可以作为提高其BB图像中的血管与静止部的对比度的技术进行利用。

(5)上述第3实施方式中的余弦滤波器也可以在适用于基于FS-BB法(失相)或重相BB法。

(6)上述第4实施方式中的余弦滤波器的特性并不只限于图34所示的特性，可以比相位为0的成分更强调相位不为0的成分而构成。因此，替换为余弦滤波器，可以使用特性不是余弦形的其他相位强调滤波器。

(7)上述第4实施方式为了提高合成MRA图像中的血管与静止部的对比度，从而提高用于为了生成合成MRA图像的WB图像中的血管与静止部的对比度。然而，该技术即使在与合成MRA图像无关系地单独取得WB图像情况中，可以作为提高其WB图像中的血管与静止部的对比度的技术而被采用。

(8)作为第3实施方式中实施了强调处理的BB图像与第4实施方式中实施了强调处理的WB图像的差分，如果要生成合成MRA图像，可以取得比第1实施方式至第4实施方式任何一个实施方式都大的具有对比度的MRA图像。

(9)上述各实施方式中的特征性处理对于原始数据也可以实施。

(10)上述各实施方式中均可以适用于生成在磁化率与背景的正常部分不同的异常部分与上述正常部分中附加度并予以显示的图像。作为临床性述异常部，可以想到出血凝固的部分、多发性硬化症的发病部分，或基底核的加龄性变化产生的部分等。

(11)上述各实施方式中，WB图像以及BB图像的各自处理在MRI装置上作为摄像环节进行实施。为此，2个图像均为WB图像还是均为BB图像可以容易地通过主计算机16进行管理。然而，作为后处理进行与WB图像以及BB图像中至少一个图像相关的处理作为后处理时需要辨别存储单元12存储的图像数据表示的图像是WB图像以及BB图像中的其中一个图像。这种辨别可以在摄像时适用的序列种与参数(例如，TR、TE、b值)的基础上执行。或者，摄像时在附加信息中附加表示WB图像以及BB图像中的哪一个图像的信息，在实施后处理时根据该信息进行辨别WB图像以及BB图像中的任何一个图像。

(12)WB图像的处理、BB图像的处理或者用于生成合成MRA图像的处理中的至少一部分也可以通过MRI装置以及其他医用图像处理装置实施。也就是说，本愿的各发明在医用图像处理装置中也能实现。

还有，根据上述实施方式中展开的适宜多个的构成要素的组合，可以形成各种的发明。例如：既可以削除从实施方式中显示的全部构成要素的几个构成要素，又可以适当地组合不同实施方式内的构成要素。

本领域技术人员容易想到其它优点和变更方式。因此，本发明就其更宽的方面而言不限于这里示出和说明的具体细节和代表性的实施方式。因此，在不背离由所附的权利要求书以及其等同物限定的一般发明概念的精神和范围的情况下，可以进行各种修改。

Claims

1.一种磁共振成像装置，其特征在于，包括：

2.一种磁共振成像装置，其特征在于，包括：

根据上述摄像区域的磁共振信号生成实像以及虚像的单元；

根据上述实像以及虚像生成强度图像以及相位图像的单元；

根据上述相位图像生成无相位变化的部分的权重为正1、相反相位的部分的权重为负1的校正相位图像的单元；

将上述校正相位图像适用于上述强度图像的单元。

3.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于：

上述生成校正相位图像的单元生成作为相位变化为0的部分的权重为1、相位差为180度的部分的权重为负1的图像的上述校正相位图像。