CN102841329B - 磁共振信号处理方法及装置 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种磁共振信号处理方法及装置，用于在应用多回波数据图像合成序列的磁共振成像系统中校正由磁场漂移导致的信号相位偏移，该方法包括：在多个扫描周期中的每个扫描周期，通过在读出方向上施加多个连续切换极性的梯度并且在相位编码方向上施加梯度来接收多个图像回波，并在至少两个扫描周期，在不在相位编码方向而在读出方向上施加梯度的情况下接收导航回波；计算所述导航回波之间的相移；根据计算出的所述导航回波之间的相移对在所述多个扫描周期接收到的各个图像回波的相位进行补偿。本发明提供的磁共振信号处理方法具有容易实现、有效去除图像模糊伪影、适用范围广泛的优点。

Description

磁共振信号处理方法及装置

技术领域

本发明涉及磁共振成像领域，具体涉及在应用多回波数据图像合成(MEDIC)序列的磁共振成像系统中，对磁共振信号进行处理以校正由磁场漂移导致的磁共振信号的相移的方法及装置。

背景技术

在应用MEDIC序列的磁共振成像系统中，根据想要得到的磁共振图像分辨率、扫描序列回波链长度等参数来确定梯度回波扫描的次数，并且在每次梯度回波扫描中，通过读出梯度场连续切换极性来接收多个梯度回波，仅采集单极读出梯度来避免非共振效应，针对每个梯度回波重建幅度图像，并利用平方和算法等对这些幅度图像进行后处理，从而得到一幅磁共振图像。与普通的梯度回波序列相比，MEDIC序列在减少伪影、提高信噪比(SNR)等方面具有特别的优势。MEDIC序列已成为磁共振成像临床诊断中最为广泛应用的序列之一。

图1为传统的二维MEDIC序列的时序图，其中第一行为射频脉冲(RF)序列，这里仅示出一个重复时间TR周期；第二行表示读出方向，在射频脉冲激发后，在该方向上施加连续切换极性的读出梯度；第三行表示相位编码方向，在射频脉冲激发后，在该方向上施加相位编码梯度；第四行表示选层方向，在该方向上施加选层梯度；第五行示出在上述射频脉冲序列和梯度的作用下接收的三个梯度回波经模数转换后得到的数字信号。

在低场永磁开放式磁共振成像系统中，在梯度回波扫描期间，经常会由于主磁场的不稳定导致磁场漂移，而磁场漂移会使接收的各个回波重建出的幅度图像之间出现轻微的移位，从而产生图像模糊伪影。图2示出了两幅具有模糊伪影的图像，左边为MEDIC三维图像，右边为MEDIC二维图像。

发明内容

有鉴于此，本发明实施例提供一种磁共振信号处理方法及装置，其利用在多次扫描中接收的不加相位编码的回波之间的相移建立相位补偿模型，并利用该相位补偿模型对每个图像回波产生的相移进行校正，能够有效地克服由磁场漂移导致的相移等问题。

本发明提供的磁共振信号处理方法，用于应用多回波数据图像合成序列的磁共振成像系统，该方法包括：在多个扫描周期中的每个扫描周期，通过在读出方向上施加多个连续切换极性的梯度并且在相位编码方向上施加梯度来接收多个图像回波，并在至少两个扫描周期，在不在相位编码方向而在读出方向上施加梯度的情况下接收导航回波；计算所述导航回波之间的相移；根据计算出的所述导航回波之间的相移对在所述多个扫描周期接收到的各个图像回波的相位进行补偿。

可选地，所述接收导航回波，包括：在接收多个图像回波之前，在未在相位编码方向上施加梯度时，接收导航回波；或者，在接收多个图像回波之后，去除相位编码方向上的梯度，接收导航回波；或者，在接收任意两个图像回波之间，去除相位编码方向上的梯度，接收导航回波，然后在相位编码方向上重新施加梯度，继续接收剩下的图像回波。

可选地，所述计算所述导航回波之间的相移，包括：对每个导航回波进行模数转换并在读出方向上进行一维快速傅立叶变换，然后利用该一维快速傅立叶变换之后得到的信号计算所述导航回波之间的相移。

根据一种实施方式，所述根据计算出的所述导航回波之间的相移对在所述多个扫描周期接收到的各个图像回波的相位进行补偿，包括：根据计算出的所述导航回波之间的相移，建立相位补偿模型，并根据所述相位补偿模型对在所述多个扫描周期接收到的各个图像回波的相位进行补偿。

可选地，所述建立相位补偿模型，包括：利用计算出的所述导航回波之间的相移获取磁场漂移量，通过对磁场漂移量进行线性拟合或者滤波或者插值得到磁场漂移量随时间的线性模型，作为相位补偿模型。

在一种实施方式中，所述在至少两个扫描周期，在不在相位编码方向而在读出方向上施加梯度的情况下接收导航回波，包括：在第一个扫描周期，接收第一导航回波，并且在不同于第一个扫描周期的另一个扫描周期，接收第二导航回波，其中所述另一个扫描周期与第一个扫描周期相隔时间t。所述计算所述导航回波之间的相移，包括：计算第一导航回波与第二导航回波之间的相移。所述磁场漂移量随时间的线性模型为γΔB(t)＝θ_r/(2πTE_r)，其中γΔB(t)是在时间t的磁场漂移量，θ_r是第一导航回波与第二导航回波之间的相移，TE_r是所述导航回波的回波时间。并且，所述根据所述相位补偿模型对在所述多个扫描周期接收到的各个图像回波的相位进行补偿，包括：将所述磁场漂移量随时间的线性模型γΔB(t)＝θr/(2πTE_r)代入公式θ_k＝2πγΔB(t)*TE_k，计算出各个图像回波的相位补偿量，并利用所述相位补偿量对相应的图像回波的相位进行补偿，其中θ_k是一个扫描周期中第k个图像回波的相位补偿量，TE_k是一个扫描周期中第k个图像回波的回波时间。

本发明还提供一种对应的磁共振信号处理装置，用于应用多回波数据图像合成序列的磁共振成像系统，该装置包括：接收模块，用于在多个扫描周期中的每个扫描周期，通过在读出方向上施加多个连续切换极性的梯度并且在相位编码方向上施加梯度来接收多个图像回波，并在至少两个扫描周期，在不在相位编码方向而在读出方向上施加梯度的情况下接收导航回波；计算模块，用于计算所述导航回波之间的相移；相位补偿模块，用于根据计算出的所述导航回波之间的相移对在所述多个扫描周期接收到的各个图像回波的相位进行补偿。

其中，所述计算模块对每个导航回波进行模数转换并在读出方向上进行一维快速傅立叶变换，然后利用该一维快速傅立叶变换之后得到的信号计算所述导航回波之间的相移。

其中，所述相位补偿模块利用计算出的所述导航回波之间的相移获取磁场漂移量，通过对磁场漂移量进行线性拟合或者滤波或者插值得到磁场漂移量随时间的线性模型，作为相位补偿模型对在所述多个扫描周期接收到的各个图像回波的相位进行补偿。

在一种实施方式中，所述接收模块在第一个扫描周期，接收第一导航回波，并且在与第一个扫描周期相隔时间t的某个扫描周期，接收第二导航回波。所述计算模块(602)计算第一导航回波与第二导航回波之间的相移。所述磁场漂移量随时间的线性模型为γΔB(t)＝θ_r/(2πTE_r)，其中γΔB(t)是在时间t的磁场漂移量，θ_r是第一导航回波与第二导航回波之间的相移，TE_r是所述导航回波的回波时间；并且所述相位补偿模块(603)将所述磁场漂移量随时间的线性模型γΔB(t)＝θ_r/(2πTE_r)代入公式θ_k＝2πγΔB(t)*TE_k，计算出各个图像回波的相位补偿量，并利用所述相位补偿量对相应的图像回波的相位进行补偿，其中θ_k是一个扫描周期中第k个图像回波的相位补偿量，TE_k是一个扫描周期中第k个图像回波的回波时间。

与传统的MEDIC序列相比，本发明提供的改进的MEDIC序列由于额外接收一个不加相位编码的导航回波而使得最小容许TR略微增加，除此之外，没有给MEDIC序列带来进一步的复杂度或限制。实际上，因为在大多数临床设置中选择的TR均大于其最小容许值，最小容许TR略微增加通常不会构成问题，因此利用改进的MEDIC序列的扫描时间不会变长。此外，通过对模型和人体的实验表明，二维和三维图像的模糊伪影都得到有效去除，并且在需要对较多个回波进行合成的系统中，本发明同样被证明是有效的。

综上所述，本发明实施例提供的技术方案具有容易实现、有效去除图像模糊伪影、适用范围广泛的优点。

附图说明

图1为传统的二维MEDIC序列的时序图；

图2为根据传统MEDIC序列获得的具有模糊伪影的示例三维和二维图像；

图3为本发明实施例中使用的改进的二维MEDIC序列的时序图；

图4本发明实施例的磁共振信号处理方法的流程图；

图5为本发明实施例的三维图像重建方法的流程图；

图6是本发明实施例的磁共振信号处理装置的结构示意图；

图7是根据传统的和改进的二维MEDIC序列分别获取的模型图像；

图8是根据传统的和改进的三维MEDIC序列分别获取的模型图像；

图9a、9b和9c分别是在合成3个回波、4个回波、5个回波的情况下利用传统的和改进的二维MEDIC序列分别获取的人体图像；

图10a、10b和10c分别是在合成3个回波、4个回波、5个回波的情况下利用传统的和改进的三维MEDIC序列分别获取的人体图像。

附图标记列表

400：磁共振信号处理方法

401：在至少两个扫描周期，接收不加相位编码的导航回波

402：计算导航回波之间的相移

403：对图像回波的相位进行补偿

500：三维图像重建方法

501：获取第i读出线

502：读出FFT

503：相移校正

504：完成所有的选层编码线？

505：选层FFT

506：完成所有的相位编码线？

507：相位FFT

508：合成图像

600：磁共振信号处理装置

601：接收模块

602：计算模块

603：相位补偿模块

具体实施方式

为了使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚明白，下面结合实施例和附图，对本发明进一步详细说明。

下面以二维图像的获取为例介绍本发明实施例的磁共振信号处理方法。

为了对由磁场漂移导致的磁共振信号的相移进行校正，发明人建立了磁场漂移模型(如下面的公式(3)所示)，并根据该磁场漂移模型从数学角度解释相移的成因。

在不考虑T2或T2*衰减、非共振效应或场扰动的前提下，k空间信号可由公式(1)表示：

$s(k_x,k_y)=\∫\∫\mathrm{\ρ}(x,y)e^{-i2\mathrm{\π}(k_{x}x+k_{y}y)}dxdy.---\left(1\right)$

其中ρ是质子密度；x、y是笛卡尔坐标，k_x、k_y是k空间坐标(k_x、k_y分别表示读出方向和相位编码方向)；s是k空间信号。当发生场扰动时，接收的回波中会引入额外的相移。相应地，公式(1)变成：

$s\left(k_x,k_y\right)=\∫\∫\mathrm{\ρ}\left(x,y\right)e^{-i2\mathrm{\π}\left(k_{x}x+k_{y}y\right)}{e}^{i2\mathrm{\π}\mathrm{\γ}\mathrm{\Δ}B\left(t\right)\·TE}dxdy---\left(2\right)$

其中γ是磁旋比，TE是回波时间，γΔB(t)是在时间t的磁场漂移量(Hz)。在实际中，除了一阶场扰动之外，还存在高阶的场扰动，这会使图像质量更加恶化。然而，根据常规的临床设置，MEDIC检查时间小于5分钟，因此为了简化场扰动的效应，这里利用线性模型来逼近磁场漂移量-时间函数，得到线性磁场漂移量模型：

γΔB(t)＝λ·t(3)

其中λ是线性常数。因此，公式(3)可重写成：

$s\left(k_x,k_y\right)=\∫\∫\mathrm{\ρ}\left(x,y\right)e^{-i2\mathrm{\π}\left(k_{x}x+k_{y}y\right)}{e}^{i2\mathrm{\π\λt}\·TE}dxdy---\left(4\right)$

另外，t也可以写成：

t＝k_y*TR(5)

其中TR是重复时间，将公式(5)代入公式(4)得到：

$s\left(k_x,k_y\right)=\∫\∫\mathrm{\ρ}\left(x,y\right)e^{-i2{\mathrm{\πk}}_{x}x-i2{\mathrm{\πk}}_y\left(y-\mathrm{\λ}TR\·TE\right)}dxdy---\left(6\right)$

测得的图像可经由傅立叶变换获得：

$\mathrm{\ρ}(x,y^{\′})=\∫\∫S(k_x,k_y)e^{-i2\mathrm{\π}(k_{x}x+k_y{y}^{\′})}{\mathrm{dk}}_x{\mathrm{dk}}_y---\left(7\right)$

其中

y’＝y-λ*TR*TE(8)

其中TR在每次检查中保持恒定，而在每次梯度回波扫描期间的各个回波的TE各不相同。因此，根据每个回波得到的幅度图像沿相位编码方向各自具有不同的位移，这导致在合成这些图像时会出现模糊伪影。

上面以简化的线性磁场漂移模型解释了相移的成因，下面将介绍如何对磁共振信号进行处理以校正相移。

本发明实施例的磁共振信号相位处理方法包括：在多个扫描周期中的每个扫描周期，通过在读出方向上施加多个连续切换极性的梯度并且在相位编码方向上施加梯度来接收多个图像回波，并在至少两个扫描周期，在不在相位编码方向而在读出方向上施加梯度的情况下接收导航回波；计算所述导航回波之间的相移；根据计算出的所述导航回波之间的相移对在所述多个扫描周期接收到的各个图像回波的相位进行补偿。

图3为本发明实施例中使用的改进的二维MEDIC序列的时序图。与传统二维MEDIC的区别在于，在图3所示的改进的二维MEDIC序列中，一次扫描中一共接收到四个回波，其中在接收到三个图像回波之后，在相位编码方向上去除相位编码梯度，从而接收到一个导航回波。

图4为本发明的实施例的磁共振信号处理的方法的流程图，该流程包括：

步骤401：在多个扫描周期的每个扫描周期，通过在读出方向上施加多个连续切换极性的梯度并且在相位编码方向上施加梯度来接收多个图像回波，并在至少两个扫描周期，在不在相位编码方向而在读出方向上施加梯度的情况下接收导航回波。

导航回波可以置于图像回波序列的任何位置，例如置于图像回波序列之前或之后，或者置于任意两个图像回波之间。但是，由于T2衰减因素的影响，回波序列的信噪比往往随时间降低，而信噪比越低，图像质量越差，因此，为了尽可能减小插入导航回波对图像质量的影响，优选地，将导航回波置于图像回波序列之后。如图3所示，在接收到所有的图像回波之后，去除相位编码梯度，从而接收导航回波。

如上所述，在将磁场漂移量随时间的变化建立为线性模型的情况下，可以仅在第一个扫描周期和随后的与第一个扫描周期相隔时间t的另一个扫描周期，分别接收一个导航回波。

步骤402：计算所述导航回波之间的相移，建立相位补偿模型。在建立上述线性模型的情况下，对上述接收到的两个导航回波进行模数变换，得到如图3所示的ADC信号数据，在读出方向上对这两个ADC信号数据进行一维快速傅立叶变换，然后计算它们之间的相移θ_r，，根据该相移θ_r对磁场漂移量进行线性拟合，以便获取在时间t的磁场漂移量γΔB(t)＝θ_r/(2πTE_r)，并将其作为相位补偿模型，其中TE_r是导航回波的回波时间。

步骤403：根据计算出的所述导航回波之间的相移对在所述个次扫描周期中接收到的各个图像回波的相位进行补偿。目前已知相位补偿模型，则在根据各个图像回波重建幅度图像期间，可以得出要对每个图像回波的相位进行补偿的量：

θ_k＝2πγΔB(t)*TE_k(9)

从而利用该相位补偿量对各个图像回波的相位进行补偿，其中TE_k是一次扫描期间接收到的第k个图像回波的回波时间。

需要说明的是，也可以利用不止两个导航回波之间的相移对磁场漂移量进行拟合，从而提高相位补偿模型的准确性，磁场漂移量的拟合也不限于线性拟合。此外，为了在建立相位补偿模型的过程中消除噪声的影响，不仅可以采用对磁场漂移量进行拟合的方式，也可以对磁场漂移量进行滤波或插值。

下面简要描述将本发明实施例的磁共振信号处理方法应用于图像重建过程中的三维图像重建方法500。如图5所示，该三维图像重建方法500包括：

步骤501：获取一读出线；

步骤502：在读出方向上进行一维傅立叶变换；

步骤503：利用上述磁共振信号处理方法400进行相移校正；

步骤501-503执行一次为一个选层编码循环，根据选层编码的步数N_z，上述步骤要循环执行N_z次；

步骤504：判断是否已完成所有的选层编码线，如果是，则执行步骤505，否则，继续执行下一个选层编码循环；

步骤505：在选层方向上进行一维傅立叶变换；

N_z个选层编码循环和步骤505执行一次为一个相位编码循环，根据相位编码的步数N_y，上述步骤要循环执行N_y次；

步骤506：判断是否已完成所有的相位编码线，如果是，则执行步骤507，否则，继续执行下一个相位编码循环；

步骤507：在相位编码方向上进行一维傅立叶变换，重建出多幅三维图像；

步骤508：将多幅三维图像合成为一幅三维图像。

本发明不局限于上述磁共振信号处理方法，还提供了与该方法相对应的装置，也就是说，执行本发明实施例的磁共振信号处理方法的装置。下面结合附图进行详细说明。

图6是本发明实施例的磁共振信号处理装置600的结构示意图。从图6可以看出，总体上看，该装置600包括接收模块601、计算模块602和相位补偿模块603。

接收模块601用于在多个扫描周期中的每个扫描周期，通过在读出方向上施加多个连续切换极性的梯度并且在相位编码方向上施加梯度来接收多个图像回波，并在至少两个扫描周期，在不在相位编码方向而在读出方向上施加梯度的情况下接收导航回波。

计算模块602用于计算导航回波之间的相移，可以对每个导航回波进行模数转换并在读出方向上进行一维快速傅立叶变换，然后利用该一维快速傅立叶变换之后得到的信号计算出导航回波之间的相移。

相位补偿模块603用于根据计算出的导航回波之间的相移对在多个扫描周期接收到的各个图像回波的相位进行补偿，可以利用计算出的导航回波之间的相移获取磁场漂移量，通过对磁场漂移量进行线性拟合或者滤波或者插值得到磁场漂移量随时间的线性模型，作为相位补偿模型对在所述多个扫描周期接收到的各个图像回波的相位进行补偿。

在利用线性模型补偿图像回波相位的情况下，接收模块601在第一个扫描周期，接收第一导航回波，并且在与第一个扫描周期相隔时间t的某个扫描周期，接收第二导航回波，计算模块602计算第一导航回波与第二导航回波之间的相移θ_r，相位补偿模块(603)将根据该相移θ_r建立的磁场漂移量随时间的线性模型γΔB(t)＝θ_r/(2πTE_r)代入公式θ_k＝2πγΔB(t)*TE_k，计算出一个扫描周期中第k个图像回波的相位补偿量θ_k，并利用所述相移补偿量对该图像回波的相位进行补偿，TE_r是所述导航回波的回波时间，TE_k是一个扫描周期中第k个图像回波的回波时间。

通过对MEDIC序列进行改进，在梯度回波扫描阶段引入额外的不加相位编码的回波来得到磁场漂移信息，并将该磁场漂移信息用于在图像重建中，使得由磁场漂移导致的相移得以校正，从而有效去除了在临床检查中出现的图像模糊伪影。

本发明实施例的具体实验过程如下：

在MAGNETOMC！(0.35T)平台上利用传统的MEDIC序列和本发明实施例提供的改进的MEDIC序列分别对模型和人体进行实验，所使用的参数如下：

针对二维图像，回波时间为58ms，重复时间为619ms，像素带宽为90Hz，翻转角为25°，合成的回波数为8个；

针对三维图像，回波时间为60ms，重复时间为127ms，像素带宽为100Hz，翻转角为8°，合成的回波数为9个。

图7是根据传统的和改进的二维MEDIC序列分别获取的模型图像，图8是根据传统的和改进的三维MEDIC序列分别获取的模型图像。通过对比可以发现，本发明实施例提供的改进的MEDIC序列有效地去除了由磁场漂移导致的模糊伪影。

图9a、9b和9c分别是在合成3个回波、4个回波、5个回波的情况下利用传统的和改进的二维MEDIC序列分别获取的人体图像，图10a、10b和10c分别是在合成3个回波、4个回波、5个回波的情况下利用传统的和改进的三维MEDIC序列分别获取的人体图像。对人体的实验进一步证实了本发明实施例提供的改进的MEDIC序列和图像重建方法的有效性。此外，从图9和图10可以看出，即便是在需要合成的回波数目较多的二维和三维成像系统中，模糊伪影也得到了有效的校正。

以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内，所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明保护的范围之内。

Claims (10)

1.一种磁共振信号处理方法，用于应用多回波数据图像合成序列的磁共振成像系统，该方法包括：

在多个扫描周期中的每个扫描周期，通过在读出方向上施加多个连续切换极性的梯度并且在相位编码方向上施加梯度来接收多个图像回波，并在至少两个扫描周期，在不在相位编码方向而在读出方向上施加梯度的情况下接收导航回波(401)；

计算所述导航回波之间的相移(402)；

根据计算出的所述导航回波之间的相移对在所述多个扫描周期接收到的各个图像回波的相位进行补偿(403)。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述接收导航回波，包括：

在接收多个图像回波之前，在未在相位编码方向上施加梯度时，接收导航回波；或者

在接收多个图像回波之后，去除相位编码方向上的梯度，接收导航回波；或者

在接收任意两个图像回波之间，去除相位编码方向上的梯度，接收导航回波，然后在相位编码方向上重新施加梯度，继续接收剩下的图像回波。

3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述计算所述导航回波之间的相移，包括：

对每个导航回波进行模数转换并在读出方向上进行一维快速傅立叶变换，然后利用该一维快速傅立叶变换之后得到的信号计算所述导航回波之间的相移。

4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述根据计算出的所述导航回波之间的相移对在所述多个扫描周期接收到的各个图像回波的相位进行补偿，包括：

根据计算出的所述导航回波之间的相移，建立相位补偿模型，并根据所述相位补偿模型对在所述多个扫描周期接收到的各个图像回波的相位进行补偿。

5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，所述建立相位补偿模型，包括：

利用计算出的所述导航回波之间的相移获取磁场漂移量，通过对磁场漂移量进行线性拟合或者滤波或者插值得到磁场漂移量随时间的线性模型，作为相位补偿模型。

6.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，

所述在至少两个扫描周期，在不在相位编码方向而在读出方向上施加梯度的情况下接收导航回波，包括：在第一个扫描周期，接收第一导航回波，并且在不同于第一个扫描周期的另一个扫描周期，接收第二导航回波，其中所述另一个扫描周期与第一个扫描周期相隔时间t；

所述计算所述导航回波之间的相移，包括：计算第一导航回波与第二导航回波之间的相移；

所述磁场漂移量随时间的线性模型为γΔB(t)＝θ_r/(2πTE_r)，其中γΔB(t)是在时间t的磁场漂移量，θ_r是第一导航回波与第二导航回波之间的相移，TE_r是所述导航回波的回波时间；并且

所述根据所述相位补偿模型对在所述多个扫描周期接收到的各个图像回波的相位进行补偿，包括：将所述磁场漂移量随时间的线性模型γΔB(t)＝θ_r/(2πTE_r)代入公式θ_k＝2πγΔB(t)*TE_k，计算出各个图像回波的相位补偿量，并利用所述相位补偿量对相应的图像回波的相位进行补偿，其中θ_k是一个扫描周期中第k个图像回波的相位补偿量，TE_k是一个扫描周期中第k个图像回波的回波时间。

7.一种磁共振信号处理装置，用于应用多回波数据图像合成序列的磁共振成像系统，该装置包括：

接收模块(601)，用于在多个扫描周期中的每个扫描周期，通过在读出方向上施加多个连续切换极性的梯度并且在相位编码方向上施加梯度来接收多个图像回波，并在至少两个扫描周期，在不在相位编码方向而在读出方向上施加梯度的情况下接收导航回波；

计算模块(602)，用于计算所述导航回波之间的相移；

相位补偿模块(603)，用于根据计算出的所述导航回波之间的相移对在所述多个扫描周期接收到的各个图像回波的相位进行补偿。

8.根据权利要求7所述的装置，其特征在于，所述计算模块(602)对每个导航回波进行模数转换并在读出方向上进行一维快速傅立叶变换，然后利用该一维快速傅立叶变换之后得到的信号计算所述导航回波之间的相移。

9.根据权利要求7所述的装置，其特征在于，所述相位补偿模块(603)利用计算出的所述导航回波之间的相移获取磁场漂移量，通过对磁场漂移量进行线性拟合或者滤波或者插值得到磁场漂移量随时间的线性模型，作为相位补偿模型对在所述多个扫描周期接收到的各个图像回波的相位进行补偿。

10.根据权利要求9所述的装置，其特征在于，

所述接收模块(601)在第一个扫描周期，接收第一导航回波，并且在与第一个扫描周期相隔时间t的某个扫描周期，接收第二导航回波；

所述计算模块(602)计算第一导航回波与第二导航回波之间的相移；

所述磁场漂移量随时间的线性模型为γΔB(t)＝θ_r/(2πTE_r)，其中γΔB(t)是在时间t的磁场漂移量，θ_r是第一导航回波与第二导航回波之间的相移，TE_r是所述导航回波的回波时间；并且所述相位补偿模块(603)将所述磁场漂移量随时间的线性模型γΔB(t)＝θ_r/(2πTE_r)代入公式θ_k＝2πγΔB(t)*TE_k，计算出各个图像回波的相位补偿量，并利用所述相位补偿量对相应的图像回波的相位进行补偿，其中θ_k是一个扫描周期中第k个图像回波的相位补偿量，TE_k是一个扫描周期中第k个图像回波的回波时间。