CN1625366A - 核磁共振成像方法及装置 - Google Patents

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Abstract

在强调扩散成像时，每一次RF激发脉冲施加后的数据测量，测量体动监视用导航回波，把其中的一个作为基准导航回波。将该基准导航回波和其他导航回波在引导方向进行一维傅立叶变换，根据这些数据求得1次相位倾斜，将基准导航回波的1次相位倾斜和其他导航回波的1次相位倾斜进行比较，判断该差值是否在允许值之内。而且，被判断为允许值以上的导航回波所对应的回波信号，判断为不适于用导航体动校正法校正，不能用于图像重建，而进行重新测量，使用与在允许值以下的导航回波一起被测量出的回波信号进行图像形成。根据这样，用于图像形成的回波信号所包含的体动成分被均匀化，除去体动伪像。

Description

核磁共振成像方法及装置
技术领域
本发明涉及使用导航回波获取被检人体的体动校正后图像的核磁共振成像方法及核磁共振成像装置(以下称之为MRI装置)，特别涉及适用于获取把被检人体组织中水分子布朗移动强度反映在信号强度上的扩散强调图像的成像方法及装置。
背景技术
MRI装置，是通过对在静磁场中放置的被检人体上施加高频磁场，让被检人体内的核自旋产生核磁共振现象，测量从被检人体内生成的核磁共振信号，处理该信号进行成像的装置。
在MRI装置成像方法中，有自旋回波法(SE法)、梯度回波法(GE法)、和以SE法或GE法为基本型的回波平面法(EPI法)等得到被检人体的形态图像的方法、得到被检人体内的血流图像的方法，此外还有得到反映被检人体组织中水分子布朗运动强度的图像的方法。这种取得反映被检人体组织中水分子布朗运动强度的图像的方法被称之为扩散强调成像法。
扩散强调成像法，是抑制来自被检人体内如水分子那样的具有流动性物质上的核磁共振信号，强调不动部分的信号的一种成像方法，已经有报告在脑梗塞，特别是用于发症后不久的脑梗塞的诊断中有用。
对基于SE型EPI法的扩散强调成像方法进行说明，在SE型EPI法中，首先，在施加切层方向倾斜磁场的情况下施加90°RF脉冲，激发被检人体切层内的核自旋，接着，在再次施加切层方向倾斜磁场的状态下再次施加180°RF脉冲，使上述激发的核自旋进行反转。然后，在相位编码方向施加偏置倾斜磁场，之后以规定的时间间隔，多次施加引导倾斜磁场和相位编码倾斜磁场，测量多个核磁共振信号(回波信号)。为了进行扩散强调成像，施加180°RF脉冲的前后，向期望倾斜磁场方向施加一对倾斜磁场脉冲(扩散强调倾斜磁场脉冲)。通过施加该扩散倾斜磁场脉冲，测量被附与了扩散信息的回波信号。施加扩散强调倾斜磁场脉冲的方向可以做成1个方向、2个方向进一步3个方向。这样测得的回波信号重建图像，就能得到扩散强调图像。
但是，在EPI法脉冲序列中，有1次拍照型EPI法和多次拍照型EPI法，1次拍照型EPI法是在1次核自旋激发之后，为了重建图像而测量必要数目的回波信号，多次拍照型EPI法则是在进行多次核自旋激发，为重建图像测量必要数目的回波信号。
众所周知，在MPI装置中，在测量多个回波信号期间，被检人体如果移动，那么即使是在被检人体同一部位产生的信号，由于移动，部位的位置也发生变化，因此移动前后的信号之间产生相位差。这样的事情在多次拍照型EPI法中也存在。按照多次拍照型EPI法进行上述扩散强调成像的时候，如果每次拍照被检人体的体动都不同的话，根据上述回波信号间产生的相位差，在重建图像上产生伪像(antifact)(以下成为体动伪像)。
众所周知，作为校正该体动伪像方法，可以使用导航回波的体动校正法(以下，称为导航体动校正法)。采用多次拍照型SE-EPI法为例对该导航体动校正法进行说明，施加90°RF脉冲进行核自旋激发，接着施加180°RF脉冲，然后在规定的方向，施加具有规定的强度和施加时间的倾斜磁场，同时施加引导倾斜磁场，测量用于监视体动的回波信号(导航回波)。而且，在测量导航回波信号之后，重复施加相位编码倾斜磁场和引导倾斜磁场，测量用于成像(正式测量)的多个回波信号。按照以上，脉冲序列的第一次拍照一结束，依次进行同样的第二次拍照、第3次拍照...第n拍照...第N拍照。
这样，通过依次进行第一次至第N次拍照，测量导航回波nav(n)和正式测量的回波echo(n，m)。只是，这里的n是脉冲序列的拍照序号1≤n≤N，m是各次拍照中的回波信号的测量序号1≤m≤M。
使用这样测量出的导航回波信号，进行正式测量用回波信号的体动校正。在体动校正的第一步，从上述导航回波nav(n)中选择一个导航回波作为基准导航回波nav0(通常，选择第一次拍照的导航回波。)那么，在第二步中，该基准导航回波nav0向引导方向进行一维傅立叶变换。接着在第3步中，除基准导航回波nav0以外，其他的导航回波也向引导方向进行一维傅立叶变换。而且，在第4步中，对于基准导航回波的傅立叶变换后的数据排列求出相位，另外对于上述其他的导航回波傅立叶变换后的数据排列也分别求出相位，计算基准导航回波的相位和其他导航回波的相位之间的相位差θ(n)。
计算出的相位差θ(n)，是跟据在测量基准导航回波时的体动成分和测量其他的各导航回波时的体动成分之间的差值产生的。在第5步中，使用该相位θ(n)，对包含在正式测量回波信号echo(n，m)中的体动成分进行校正。
通过实行以上步骤1到步骤5，可以除去包含在脉冲序列实行N次而得到的正式测量回波信号中的被检人体体动所产生的伪像。
使用导航回波的体动校正法分类所包含的例子中，特别是作为稳定获取体动伪像充分降低后的图像的技术，已知有特开平09-299345号公报中记载的扩散强调成像法(以下称为以往例1)和特开平11-128202号公报中记载的扩散强调成像法(以下称为以往例2)。在这些以往例中，需要分别判断正式测量回波信号能否用上述相位差分别进行校正，不能校正的正式测量回波信号不能用于图像重建。
在以往例1的扩散强调成像法中，从多个导航回波中获取的平均相位差作为基准值，计算它和各导航回波的相位值之间的相位差，与该相位差在允许值以上的导航回波对应而获取的正式测量回波信号组，被判断为不能用导航体动校正法进行校正，该导航回波和正式测量回波信号重新采集。这样，用于图像形成的全部测量回波信号，做到根据导航体动校正法可以正确校正的数据。根据这样，可以获取减少了体动伪像的图像。
另外，在以往例2的扩散强调成像法中，作为基准值，采用根据规定的导航回波中计算出的积分值或峰值，或者，采用把规定的导航回波进行一维傅立叶变换而得到的投影图形的面积或峰值。或者，采用根据各导航回波计算出的积分值或峰值的平均值，或者，采用各导航回波进行一维傅立叶变换得到的投影图形的面积或峰值的平均值。而且，把根据各导航回波算出的值和基准值进行比较，与该比较结果超过允许值的导航回波对应而获得的正式测量回波信号组，被判断为不能用导航体动校正法校正，将正式测量回波信号组用另一个回波信号组置换，或者进行重新采集。这样，用于图像形成的所有测量回波信号，都能够由导航体动校正法正确地校正。由此可以得到减少了体动伪像的图像。
但是，已经判明：即使采用这些被改进后的导航体动校正法，也会发生不能充分进行体动校正情况。例如，在“Analysis and Correction of MotionArtifacts Diffusion in Weighted Imaging”Adam W.Anderson，john C.Gore、MRM 32：379-387(1994)中所报告的那样，由于在扩散倾斜磁场施加中的被检人体的呼吸运动，如果被检人体的摄像部位的头部在前后方向出现伴随旋转运动的运动，则相对于摄像区域内的相位编码方向产生1次相位倾斜，导航体动校正法的校正效果达不到期望效果。
试分析一下其中的原因，这是因为，相对于摄像区域内的相位编码方向，在相位误差变化的状态下测量的导航回波相位值，由于成为此时沿摄像区域内相位编码方向存在的核自旋相位的积分值，因此不能从该值中采集沿相位编码方向的相位误差的变化成分。
因此，即使在上述以往例1和以往例2的扩散强调成像法中，在各个测量时，不能正确判断在摄像区域内的相位编码方向产生1次相位倾斜那样的体动程度，因此很难稳定减少体动伪像。
发明内容
本发明第一目的在于提供一种核磁共振成像法，可以在扩散强调成像中正确判断包含沿相位编码方向的相位误差的相位误差。
本发明第二目的在于提供一种MRI装置，在实行扩散强调成像时，能够得到减少了由于被检人体的移动所引起的伪像的图像。
为了达到上述目的，本发明的特征在于，在实行扩散强调成像时，作为判断正式测量回波的由于体动而引起的相位误差程度的基准值，采用根据将导航回波在引导方向进行一维傅立叶变换而得到的数据计算出的相位倾斜，优选采用1次相位倾斜。
根据本发明的发明人等的研究，由于施加着扩散倾斜磁场的被检人体呼吸运动，对在摄像区域内的相位编码方向生成1次相位倾斜的时候，在摄像区域内的引导方向基本上也同样生成1次相位倾斜。因此，作为基准值，通过使用表示引导方向的1次相位倾斜的数据，由此能够正确判断体动程度。
另外，本发明的扩散强调成像法，在施加RF激发脉冲之后的每次数据测量中，重复进行获取体动监视用导航回波的动作，把其中的一个导航回波设定为基准导航回波，根据将该基准导航回波在引导方向进行一维傅立叶变换而得到数据计算出1次相位倾斜，接着，也计算出对于除上述基准导航回波之外的导航回波的1次相位倾斜，将根据上述基准导航回波得到的1次相位倾斜和根据其他的导航回波得到的1次相位倾斜进行比较，判断该差值是否在允许值之内，对于被判断出在允许值以上的1次相位倾斜的导航回波所对应的正式测量回波信号组来说，因为判断出根据导航体动校正法不能进行正确地校正，所以，再次采集导航回波和正式测量回波信号。
进一步，本发明的MRI装置，具备：在被检人体被放置的空间中产生静磁场的静磁场产生装置；在上述空间中产生倾斜磁场的倾斜磁场产生装置；在上述被检人体上照射RF脉冲的装置；检测自上述被检人体产生的核磁共振信号的装置；使用上述核磁共振信号形成上述被检人体断层像的图像形成装置；把上述倾斜磁场产生装置、上述RF脉冲照射装置、检测装置和图像形成装置按照规定的脉冲序列进行控制的控制装置。
上述控制装置所具备的脉冲序列，用于重复进行以下动作：施加RF激发脉冲；为把被检人体组织中的水分子布朗运动强度反映在测量信号强度上而施加扩散倾斜磁场；在相位编码量一定的情况下测量上述被检人体的体动监视用回波信号(导航回波信号)；测量供给图像形成的回波信号。
在上述控制装置中，包含：基于每次RF激发脉冲的施加而被测量出的导航回波进行一维傅立叶变换而得到的数据的相位倾斜，根据该导航回波测量的脉冲序列实行，得到的正式测量回波，判断该回波能否供给图像形成的判断装置。
更详细地说，在上述判定装置中，在施加各RF脉冲之后测出的所有导航回波进行一维傅立叶变换后的数据中，把至少一个被算出的相位倾斜作为基准值，把导航回波进行一维傅立叶变换而得到的数据的相位倾斜和上述基准值之间的差，如果在规定的范围内，那么判断为，该导航回波所测量的脉冲序列内所测量的正式测量回波信号不用于图像画面形成。根据这个判断，在存在没有用于图像形成的测量回波信号的时候，和没有使用的正式测量回波相同的相位编码量的正式测量回波被再次测量。
根据本发明，由施加扩散倾斜磁场时的体动所引起的相位倾斜均匀的情况下，可以等价为所有正式测量回波信号已测量。因此，能够提供稳定地抑制体动伪像的图像。
附图说明
图1是表示适用本发明的MPI装置构成框图。
图2是表示在本发明中扩散强调成像一实施方式的流程图。
图3是说明在本发明中，根据导航回波求得相位倾斜的步骤图。
图4是表示在本发明中扩散强调成像另一实施方式的流程图。
图5表示包含导航回波测量的扩散强调成像的脉冲序列一例。
具体实施方式
以下，参照附图对本发明的实施方式进行说明。
图1是表示适用本发明的MPI装置的整体构成框图。如图1所示，MPI装置具备静磁场产生装置1、倾斜磁场产生系统2、发送系统3、接收系统4、信号处理系统5、顺序控制器6、中央处理装置(CPU)7、和操作部8。
静磁场产生装置1，用于向具有能放入被检人体9的规定大小空间在被检人体的体轴方向或者在与其正交方向上产生具有规定强度的均匀静磁场，具备永久磁铁方式、乘电动方式或者超导方式的磁铁。
倾斜磁场产生系统2，由在X、Y、Z的3个轴方向产生倾斜磁场的倾斜磁场线圈10，和分别向在上述3个轴方向产生倾斜磁场的倾斜磁场线圈供电的倾斜磁场电源11组成。该倾斜磁场产生系统2，按照从后述的顺序控制器6输出的指令，驱动该指令所对应的线圈的倾斜磁场电源，由此把切层方向，相位编码方向，引导方向这3个方向的倾斜磁场Gs、Gp、Gr施加到被检人体9。根据倾斜磁场的施加方法，在被检人体9上切层面的位置和方向可以任意设定。另外，该倾斜磁场产生系统2，在扩散强调成像中，还进行使被检人体组织的水分子布朗运动强度反映在信号强度上的扩散倾斜磁场的产生。扩散倾斜磁场，可以在上述3个方向的倾斜磁场中的任一个、或者任两个、或者所有方向上施加。
发送系统3，用于按照顺序控制器6输出的指令，为了让构成被检人体9的生物组织的原子的原子核产生核磁共振而照射高频脉冲，具备：高频振荡器12、调制器13、高频放大器14和发送用高频线圈15。在该发送系统3中，由高频振荡器12输出的高频脉冲信号用调制器13调制，该调制后的信号用高频放大器14放大，该被放大的高频信号供给发送用线圈15，根据这样，从发送用线圈向被检人体9照射电磁波的RF脉冲。
接收系统4，用于检测从构成被检人体9的生物组织的原子的原子核，由于核磁共振现象放射出的回波信号(NMR信号)，具备：接收用高频线圈16、放大器17、正交相位检波器18和A/D转换器19。在该接收系统4中，利用接近在被检人体9配置的接收线圈16，检测被检人体9内的组织对发送用线圈15向被检人体照射的电磁波的应答电磁波(NMR信号)，然后，由放大器17放大NMR信号，该放大后的信号用正交检波器18进行正交检波，同时被作为sin成分和con成分这两个系统信号，输入到A/D转换器19，将输入到A/D转换器19的两个系统模拟量信号，转换为数字信号被发送到信号处理系统5。
信号处理系统5，采用由接收系统4检测的NMR信号，进行图像重建运算等信号处理，对其结果成像，并在显示装置进行显示，具备：对NMR信号进行傅立叶变换、校正系数计算、图像重建运算等处理和对顺序控制器6进行控制的CPU 7；对进行顺时间的图像分析处理及测量的程序和在该实行中被使用的参数等进行存储的ROM 20；对上述测量参数、由接收系统4检测的NMR信号、和用于关心区域设定的图像进行临时保存，用于设定关心区域的参数等进行存储的RAM 21；存储被CPU 7重建的图像数据的数据存放部的光盘22和磁盘24；从这些数据存放部读出图像数据进行影像化处理，作为断层像显示的显示部的显示器23。
顺序控制器6，是对从被检人体9的生物组织测量NMR信号的规定脉冲序列实行控制的控制装置，在CPU 7的控制下动作，把被检人体9断层像数据采集所需要的各种命令，发送到发送系统3、倾斜磁场产生系统2、接收系统4。在本发明的MRI装置的顺序控制器中形成包含图6所示的扩散倾斜磁场107的施加和导航回波110的测量的扩散强调成像用的脉冲序列。
操作部8，输入用于在信号处理系统5中进行处理的控制信息，由轨迹球/鼠标25、键盘26等组成。
接着，采用图2和图5对使用上述构成的MPI装置进行的扩散强调成像进行说明。图2是表示本发明的扩散强调成像的流程图，对其程序化后保存到CPU 7。图5是表示进行扩散强调成像的脉冲序列的一例，该脉冲序列存放在顺序控制器6。该脉冲序列是以SE型EPI法为基础的扩散强调成像法的脉冲序列。在本脉冲序列实行之前，由操作部8的操作者选择输入扩散强调成像的实行，进而，设定判断被测量的正式测量回波信号能否用于图像重建的阈值th(步骤201)。这个阈值th，可以是在测量开始之前由操作者设定，也可以是作为固定值预先在装置内准备好。阈值th，是对于所有的正式测量回波来说，偏离用于使相位编码方向的相位倾斜都一样的基准值的允许值。根据检验或者仿真求得相位倾斜，以该相位倾斜为基础，确定具体值。另外，也可以把允许偏差用％设定。
在摄像、即图5所示的脉冲序列开始实行之前，被检人体9的摄像对象部位，在静磁场产生装置的均匀静磁场空间(测量空间)，由图中省略的床的移动来决定位置。而且，在摄像时，将被检人体的对轴方向和与其正交的方向设定为相位编码方向和引导方向。
在正式测量开始之前，测量基准导航回波nav0(步骤202)。该基准导航回波nav0的测量，也可以执行在图5所示脉冲序列中的偏置相位编码倾斜磁场脉冲111为规定的偏置量、例如为零的脉冲序列，或者，也可以在图5所示的脉冲序列中不施加偏置相位编码倾斜磁场111和相位编码倾斜磁场脉冲121的情况下实行。
被测量的基准导航回波nav0存放在CPU 7的存储器中，将其读出，在引导方向进行一维傅立叶变换。然后，根据一维傅立叶变换后的数据算出1次相位倾斜。算出的相位倾斜在后述的判断步骤中被作为基准值G0(步骤203)。另外，也可以重复步骤202，获得多个导航回波nav0，根据这些算出的1次相位倾斜的平均作为基准值G0。
接着，用图3对1次相位倾斜的计算方法进行说明。读出图3(a)所示的基准导航回波nav0，在图3(b)所示那样的导航方向进行一维傅立叶变换后的数据(多个数据)排列。而且，对于各个数据通过计算出实部和虚部比值的反正切求出相位值，求得对于图3(c)所示的引导方向(x方向)的相位值è的排列。这样求得的关于导航方向的相位值排列，根据例如用最小二乘法拟合成1次函数，计算出图中虚线所示的相位倾斜。相位倾斜的算出也可以根据其他方法，简单如将摄像视野(FOV)的x方向的任意两点之间的相位差Δè除以FOV的x方向的距离(Δè/x)，也可以作为1次相位倾斜G。另外，以上的1次相位倾斜的计算方法被程序化后存放在CPU 7中。
这样，计算出基准值G0之后，开始根据扩散强调成像的摄像。摄像的开始，可以根据操作者的输入进行，也可以由CPU 7自动进行。摄像开始的同时，CPU 7按照图5所示的脉冲序列的时间序列，向顺序控制器6依次发送倾斜磁场的产生动作、RF脉冲的产生动作、接收动作的指令。顺序控制器6，根据来自CPU 7的指令，控制倾斜磁场产生系统2、发送系统3、接收系统4，执行图5的脉冲序列。
首先，在向被检人体9施加切层方向倾斜磁场103的状态下，施加RF激发脉冲101，RF激发脉冲101具有摄像切层位置所对应的频率和切层厚度所对应的频带。由此，激发被检人体9的摄像切层内的核自旋，核自旋是在静磁场方向的90°被激发。激发一结束，就施加与切层方向倾斜磁场103极性向反，具有1/2的施加量的切层方向倾斜磁场104，进行核自旋切层方向的相位整合(rephasing)。
接着，在切层方向、相位编码方向及引导方向的各个方向，施加具有规定强度和施加时间的第一扩散倾斜磁场107sd、107pd、107rd。这些第一扩散倾斜磁场的施加，被激发的核自旋，在各方向上，根据各位置磁场强度被迫进行进动，作为结果，核自旋被扩散(dephasing)。
接着，施加180°RF脉冲102和切层方向倾斜磁场105，由上述RF激发脉冲101所激发的核自旋进行反转。
核自旋反转后，在RF脉冲102前后，以上述第一扩散倾斜磁场为对象施加第二扩散倾斜磁场。该第二扩散倾斜磁场，在切层方向施加107sr，在相位编码方向施加107pr，且在引导方向施加107rr。被施加的各倾斜磁场107sr、107pr、107rr，在RF脉冲102前后时间上对称，强度、施加时间和极性与第一扩散倾斜磁场相同。该第二扩散倾斜磁场，是把由于第一扩散倾斜磁场所扩散的核自旋，和180°的RF脉冲的作用合成，进行相位整合(rephasing)的倾斜磁场。而且，在第一扩散磁场和第二扩散磁场之间的施加时间间隔中，如果被检人体的核自旋移动，在移动方向上，该移动了的核自旋相位，即使施加第二扩散倾斜磁场也不返回，在这之后的回波信号(正式测量回波信号)的测量中不被测量。该结果，在正式测量中，构成被检人体9的分子，如作布朗运动的水那样的物质的核自旋信号被抑制，强调了不运动的组织部的核自旋信号。因此，把第一和第二扩散倾斜磁场称为运动探查倾斜磁场(Motion Probing Gradient Magnetic Field：以下称为MPG)。
该MPG 107的施加结束之后，为了测量体动监视用回波信号的导航回波，在引导方向上，施加倾斜磁场109a、109b。根据施加该引导倾斜磁场109a、109b，能够测量导航回波nav(1)110。在导航回波测量时，在本实施例中，相位编码倾斜磁场的施加量按零进行。被接收系统4接收、测量的导航回波nav(1)110存储在CPU 7的存储器中。
在导航回波110的测量之后，施加相位编码倾斜磁场111。该相位编码倾斜磁场111，具有偏置值所对应的施加量，偏置值是为了决定在以后测量的正式测量回波信号的k空间上的相位方向(ky方向)存放开始位置。
之后，施加导航方向倾斜磁场121a、121b…121M和相位编码倾斜磁场122a、122b…122(M-1)，测量正式测量回波信号123a、123b…123M。这些正式测量回波信号，在接收系统4的A/D转换器19中按图像引导方向的象素值所对应的数量进行采样，被存放在k空间的ky方向对应的地址中。
回波信号123M测量结束后，即一次脉冲序列结束后，判定正式测量回波信号能否用于图像形成的判断。该判断处理，首先，读出被测量出的导航回波nav(1)110，对其施行在引导方向的一维傅立叶变换，根据上述方法，计算出1次相位倾斜G(1)(步骤205)。
接着，计算出该1次相位倾斜G(1)和基准值G0之差的绝对值D(1)，把该差的绝对值D(1)和在步骤201被设定的阈值th进行比较。作为阈值，与允许的基准值的偏差用％设定时，对基准值G0的差值的绝对值D(1)的比例用％计算进行比较。在比较结果中，如果D(1)≤th，那么正式测量回波echo(1，m)可以用于图像重建，因此数据被保持。
但是，如果D(1)＞th，那么就判断为正式测量回波echo(1，m)不能用于图像重建。而且，这时候，正式测量回波信号echo(1，m)和导航回波nav(1)都被放弃，再次重复使用序号为1的脉冲序列，重新进行从步骤204开始的处理，到判断正式测量回波信号能够用于图像重建为止，重复进行从步骤204～步骤206的处理。
在步骤206的判断处理中，如果判断出正式测量回波信号能用于图像重建，那么使用由同一脉冲序列测量的导航回波nav(1)110对该回波信号echo(1，m)进行相位校正(步骤207)。该相位校正也可以用在背景技术项中说明过的导航体动校正法进行校正。即把基准导航回波nav0在引导方向的相位值作为基准值，求得相位基准值和导航回波nav(1)110的相位值在引导方向各位置的相位差，使用该引导方向的相位差，对用与该导航回波nav(1)110相同的脉冲序列测量的echo(1，m)的相位进行相位校正，消除体动的影响。
然后，在设定的重复时间(TR)108中，图6所示脉冲序列被重复进行(N-1)次。该重复的次数(N-1)，是由把欲获得图像的相位方向的像素数目除以1次脉冲序列测量的正式测量回波信号的数目M所得到的数决定的。而且每次这些重复，相位编码倾斜磁场111的偏置值被更新。
这样，图6所示的脉冲序列合计进行N次，根据这样测得导航回波nav(n)(这里n是从1到N)和正式测量回波echo(n，m)(这里n是从1到N，m是从1到M)。(即N个导航回波和N×M个正式测量回波信号被测量。)而且，对于根据脉冲序列的重复测得的导航回波nav(n)和正式测量回波信号echo(n，m)来说，进行图2的步骤204～步骤207的处理，最终获取被付与1张图像制作所需的所有相位编码量的正式测量回波信号的体动校正回波信号组。把这些回波信号组用二维傅立叶变换方法进行图像重建，取得扩散强调图像。
在这样得到的图像中，在用于图像形成的所有正式测量回波信号中，用公知的导航体动校正法，不能校正的体动成分(即，MPG施加时的被检人体的呼吸运动所引起的体动成分)成为均匀，因此该体动成分不作为伪像出现在图像上。因此，可以提高图像的画质。
虽然以每执行一次脉冲序列在判断被测量的正式回波信号可以用于图像重建之前反复进行步骤204到步骤206为例，对以上本发明一实施方式进行了说明，但是，本发明并不局限于此，上述实施方式的变形例也可以实现。以下对变形例进行说明。
在本发明实施方式的变形例中，首先，脉冲序列对于所有的重复序号n来说都被实行，1张图像形成所需的所有正式测量回波信号echo(n，m)和导航回波nav(n)被测量之后，进行判断步骤。图4是表示该变形例的顺序。
在图4所示例中，最初阈值th的设定也和图2所示实施例同样(步骤401)。阈值th设定后，不是只单独测量基准导航回波，把图5所示的脉冲序列，重复序号n从1到N被实行，测量导航回波nav(n)和正式测量回波信号echo(n，m)(步骤402)。步骤402一被实行，就测得1张图像形成所需的相位编码数目的正式测量回波信号和N个导航回波。
接着，N个导航回波分别在引导方向进行傅立叶变换，根据傅立叶变换后的数据计算出1次相位倾斜G(n)(步骤403)。而且，计算出的相位倾斜G(n)为基础，设定基准值G0(步骤404)。
在该步骤404中，被设定的基准值G0，例如，也可以选择相位倾斜G(n)最小的一个，或者也可以选择针对导航回波nav(n)中的多个或全部计算出的1次相位倾斜的平均值。进而，也可以使用在针对导航回波nav(n)计算出的1次相位倾斜G(n)当中距平均值的偏差最小的一个1次相位倾斜。
如果基准值G0被求出，那么可以求出用重复序号n的脉冲序列测量的导航回波nav(n)的1次相位倾斜G(n)和基准值G0之间的差值，可以判断该差值是否在预先设定的阈值th以下(步骤406)。当重复序号n的导航回波nav(n)的相位倾斜G(n)超过阈值th时，用与该导航回波相同重复序号n的脉冲序列测量的正式测量回波信号不能用于画面重建，当在阈值以下时，由与该导航回波相同重复序号n的脉冲序列测量的正式测量回波信号可以在图像重建中使用。
对于判断为不能用于图像重建的重复序号n的正式测量回波信号echo(n，m)来说，通过重复实行步骤402′、403′、406重新进行采集，最终获取1张图像重建所需的回波信号。
而且，对获得的所有回波信号，实施以往技术的体动校正(步骤407)，进一步，在被体动校正的所有回波信号中，应用二维傅立叶变换法，进行图像重建(步骤408)。重建的扩散强调图像在显示器23上显示。
在以上说明的各个实施方式中，虽然说明了在步骤206或者步骤406中，直到判断被测量的正式测量回波信号可以用于图像重建为止，再次对正式测量回波信号进行测量的例子，但是这样因为可能会大幅度延长图像测量的时间，所以预先限制重新测量的重复次数也是有效的。而且，在该限制的次数内，没有测量到可以用于图像重建的正式测量回波信号时，也可以选择该限制次数内测量的导航回波最接近基准值的脉冲序列测量的正式测量回波信号用于图像重建。即使这样做，与以往技术相比，也可达到降低体动伪像的效果。
本发明的上述实施方式，采用使用以SE型EPI法为基础的脉冲序列的扩散强调成像法进行说明，但是本发明也能适用以GE型EPI法为基础的扩散强调成像法。
根据以上说明的本发明，在扩散强调成像中，使用导航回波进行体动校正时，使用根据在引导方向将导航回波一维傅立叶变换后的数据计算出的1次相位倾斜判断体动，所以能够判断在相位编码方向产生1次相位倾斜的被检人体的体动程度。
而且，使用上述1次相位倾斜，判断和导航回波相同脉冲序列内测量的正式测量回波信号是否能用于画面重建，对被判断为否的正式测量回波重新采集，因此用于1张图像的所有正式测量回波信号，都是能够根据体动校正法校正的。因此，使用根据导航体动校正法校正的正式测量回波信号进行图像重建的扩散强调图像，是能够抑制体动伪像的良好图像。

Claims (14)

1、一种核磁共振成像方法，其特征在于，具备下述步骤：
(a)设定判断被测量的成像用回波信号能否用于图像重建的基准值的步骤；
(b)施加切层方向倾斜磁场和RF激发脉冲，激发被放置在均匀静磁场空间中的所述被检人体内的核自旋的步骤；
(c)执行被施加规定量的相位编码倾斜磁场后的体动监视用导航回波的测量、和接在其后面施加依次不同的相位编码量的相位编码倾斜磁场后的成像用回波信号的测量的步骤；
(d)在引导方向对在所述步骤(c)中测出的导航回波进行一维傅立叶变换，根据得到的数据求出在相位编码方向的1次相位倾斜的步骤；和
(e)将所述求得的1次相位倾斜和所述基准值进行比较，基于该差值判断所述被检人体的体动程度大小的步骤。
2、根据权利要求1所述的核磁共振成像方法，其特征在于，还具备下述步骤：
(f)只有所述被检人体的体动被判断为小的时候，成像用回波信号可用于图像重建的步骤；和
(g)当所述被检人体的体动被判断为大的时候，重新测量成像用回波信号的步骤。
3、一种核磁共振成像方法，其特征在于，具备下述步骤：
(a)设定判断被测量的成像用回波信号能否用于图像重建的阈值的步骤；
(b)施加切层方向倾斜磁场和RF激发脉冲，激发所述被检人体内的核自旋，测量体动监视用基准导航回波的步骤；
(c)根据所述基准导航回波计算出1次相位倾斜的步骤；
(d)执行施加规定量的相位编码倾斜磁场后的导航回波的测量、和接在其后面施加依次不同的相位编码量的相位编码倾斜磁场后的成像用回波信号的测量的步骤；
(e)将在所述步骤(d)中测出的导航回波进行一维傅立叶变换，对于得到的数据求出在相位编码方向的1次相位倾斜的步骤；和
(f)将所述求得的1次相位倾斜和所述基准导航回波的1次相位倾斜进行比较，根据该差值和所述阈值判断所述被检人体的体动程度大小的步骤。
4、根据权利要求3所述的核磁共振成像方法，其特征在于，还具备下述步骤：
(g)只有所述被检人体的体动被判断为小的时候，成像用回波信号可用于图像重建的步骤；
(h)所述被检人体的体动被判断为大的时候，重新测量成像用回波信号的步骤。
5、一种核磁共振成像方法，其特征在于，具备下述步骤：
(a)在均匀静磁场空间中决定被检人体位置的步骤；
(b)施加切层方向倾斜磁场和RF激发脉冲，激发所述被检人体内的核自旋的步骤；
(c)向所述被激发的核自旋施加体动探查倾斜磁场的步骤；
(d)测量被施加规定量的相位编码倾斜磁场后的体动监视用导航回波的步骤；
(e)施加依次不同的相位编码量的相位编码倾斜磁场后的成像用回波信号的步骤；
(f)多次重复包含所述步骤(b)到步骤(e)的脉冲序列的步骤；
(g)将在所述步骤(d)中测出的各导航回波在引导方向进行一维傅立叶变换，对于得到的各个数据求得相位编码方向的1次相位倾斜的步骤；
(h)以所述求得的多个1次相位倾斜中的一个为基准值，求该基准值和其他1次相位倾斜之间的差值，对这些差值和规定的阈值之间进行大小比较，判断体动程度的步骤；
(i)在所述步骤(h)中，从判断为体动小的回波信号中减去所述差值，进行体动校正的步骤；和
(j)将所述被体动校正后的各回波信号进行二维傅立叶变换，进行图像重建的步骤。
6、根据权利要求5所述的核磁共振成像方法，其特征在于，还包含下述步骤：
(k)判断在测量所述步骤(h)中比较结果大的导航回波的脉冲序列实行中，被测量的回波信号不能用于图像重建的步骤。
7、根据权利要求5所述的核磁共振成像方法，其特征在于，还包含下述步骤：
(l)在所述步骤(k)中，对于判断为不能用于图像重建的回波信号，实行所述步骤(d)和所述步骤(e)重新进行采集的步骤。
8、根据权利要求7所述的核磁共振成像方法，其特征在于，
基于比较结果预先被设定的条件，重复进行步骤(l)。
9、根据权利要求8所述的核磁共振成像装置，其特征在于，
重复进行步骤(l)直到比较结果变为小为止。
10、根据权利要求7所述的核磁共振成像装置，其特征在于，
步骤(l)，在期望的结果没出来时，按照规定的次数中止重复。
11、根据权利要求10所述的核磁共振成像方法，其特征在于，
在以规定次数中止重复时，体动最小的导航回波所对应的被测量的回波信号用于图像形成。
12、一种核磁共振成像方法，其特征在于，具备下述步骤：
(a)在均匀静磁场空间中决定被检人体位置的步骤；
(b)施加切层方向倾斜磁场和RF激发脉冲，激发所述被检人体内的核自旋的步骤；
(c)测量施加规定量相位编码倾斜磁场后的体动监视用导航回波的步骤；
(d)将在所述步骤(c)中被测量的导航回波在引导方向上进行一维傅立叶变换，设定通过使用该数据计算出相位编码方向的1次相位倾斜判断体动大小的基准值的步骤；
(e)向所述被检人体施加切层方向倾斜磁场和RF激发脉冲，激发被检人体内的核自旋，接着在规定方向上施加体动探查倾斜磁场的步骤；
(f)检测被施加一定相位编码量的相位编码倾斜磁场后的体动监视用导航回波的步骤；
(g)测量被施加依次不同的相位编码量的相位编码倾斜磁场的成像用回波信号的步骤；
(h)多次重复包含所述步骤(e)到(g)的脉冲序列的步骤；
(i)在所述步骤(f)中测出的各导航回波在引导方向进行一维傅立叶变换，对于各个得到的数据，分别求得相位编码方向的1次相位倾斜的步骤；和
(j)求取所述求出的多个1次相位倾斜和在所述步骤(d)中设定的基准值之间的差值，通过比较这些差值大小，判断所述被检人体的体动程度的步骤。
13、一种核磁共振成像方法，其特征在于，具备下述步骤：
(a)激发被检人体内的核自旋的步骤；
(b)向被激发的被检人体内的核自旋施加体动检查倾斜磁场的步骤；
(c)测量监视所述被检人体的体动的导航回波的步骤；
(d)测量为了图像形成而在所述被检人体内产生的回波信号的步骤；和
(e)根据所述导航回波所包含的1次相位倾斜，对由于所述被检人体的体动在所述回波信号中产生的1次相位倾斜进行校正的步骤。
14、一种核磁共振成像装置，其特征在于，具备：
静磁场产生设备，在被检测体放置的空间中产生均匀静磁场；
倾斜磁场产生设备，在所述空间中产生倾斜磁场；
RF脉冲照射设备，在所述被检人体上照射RF脉冲；
检测设备，检测从所述被检人体产生的回波信号；
图像形成设备，使用所述回波信号形成所述被检人体的断层像；
控制设备，控制所述倾斜磁场产生设备、所述RF脉冲照射设备、检测设备，重复进行如下动作：施加RF激发脉冲；为了将被检人体组织中的水分子布朗运动强度反映在测量信号强度上，施加体动探查倾斜磁场；测量在相位编码量一定情况下的所述被检人体的体动监视用回波信号、即导航回波；测量用于图像形成的回波信号；
判断设备，根据将在每次RF激发脉冲的施加中测量的导航回波进行一维傅立叶变换而得到的数据的相位倾斜，判断通过执行包含该导航回波测量的脉冲序列而得到的正式测量回波能否用于图像形成；和
重新采集设备，重新采集由所述判断设备判断为不能用于图像形成的正式测量回波信号。
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Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101143093B (zh) * 2006-09-11 2010-09-29 西门子（中国）有限公司 磁共振扩散成像方法
CN101109791B (zh) * 2006-07-19 2010-09-29 西门子（中国）有限公司 回波平面成像序列的纠正方法
CN102697501A (zh) * 2011-03-28 2012-10-03 西门子公司 校正磁共振图像中的相位信息的方法和相应的磁共振设备
CN103505208A (zh) * 2012-06-21 2014-01-15 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种磁共振成像方法
CN104323777A (zh) * 2014-10-30 2015-02-04 西安交通大学医学院第一附属医院 一种扩散磁共振成像运动伪影的消除方法
CN104854471A (zh) * 2012-12-12 2015-08-19 皇家飞利浦有限公司 针对磁共振弥散加权成像(dwi)的运动检测与校正方法
CN106154196A (zh) * 2015-03-31 2016-11-23 西门子(深圳)磁共振有限公司 磁共振成像系统的体线圈的检测方法和设备

Families Citing this family (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20070019179A1 (en) * 2004-01-16 2007-01-25 Damian Fiolka Polarization-modulating optical element
KR101295439B1 (ko) * 2004-01-16 2013-08-09 칼 짜이스 에스엠티 게엠베하 편광변조 광학소자
US8270077B2 (en) * 2004-01-16 2012-09-18 Carl Zeiss Smt Gmbh Polarization-modulating optical element
DE102005053269B3 (de) * 2005-11-08 2007-04-12 Siemens Ag Verfahren und Vorrichtung zur Ermittlung eines diffusionsgewichteten Bildes
JP4134187B2 (ja) * 2006-03-23 2008-08-13 ザイオソフト株式会社 拡散強調画像処理装置及び画像処理プログラム
JP2008154887A (ja) * 2006-12-26 2008-07-10 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｍｒｉ装置
US8971992B2 (en) * 2007-05-07 2015-03-03 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus and control method thereof
JP2009082609A (ja) * 2007-10-02 2009-04-23 Koninkl Philips Electronics Nv 磁気共鳴イメージング装置、イメージング方法及びイメージングプログラム
JP5377219B2 (ja) * 2008-12-16 2013-12-25 株式会社東芝 磁気共鳴画像診断装置および磁気共鳴画像撮像方法
CN102232849B (zh) * 2010-04-30 2014-09-03 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种动态频率漂移校正方法
JP5389103B2 (ja) * 2011-06-06 2014-01-15 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
KR101845222B1 (ko) * 2011-11-09 2018-04-05 삼성전자주식회사 고차 확산자기공명 영상의 인공물 저감 장치 및 방법
CN104379058B (zh) * 2012-06-28 2018-12-21 杜克大学 用于高分辨率mri合并复用灵敏度编码（muse）的多重拍摄扫描协议
USD745875S1 (en) * 2012-12-13 2015-12-22 Symantec Corporation Display device with graphical user interface
JP2014210099A (ja) * 2013-04-19 2014-11-13 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 磁気共鳴装置およびプログラム
JP6461464B2 (ja) * 2013-10-31 2019-01-30 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 磁気共鳴装置およびプログラム
US11105875B2 (en) 2016-09-12 2021-08-31 Aspect Imaging Ltd. Simultaneously frequency- and phase-shifted NMR signals and improved NMR signal analysis
DE102016218713B4 (de) * 2016-09-28 2019-02-07 Siemens Healthcare Gmbh Diffusionsgewichtete Magnetresonanz-Messung
US10809341B1 (en) * 2019-04-19 2020-10-20 Canon Medical Systems Corporation Readout-segmented echo planar imaging with k-space averaging

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4937526A (en) * 1988-11-23 1990-06-26 Mayo Foundation For Medical Education And Research Adaptive method for reducing motion and flow artifacts in NMR images
US5928146A (en) * 1996-03-15 1999-07-27 Hitachi Medical Corporation Inspection apparatus using nuclear magnetic resonance
JP2000512533A (ja) 1997-04-17 2000-09-26 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 拡散重み付けｍｒｉ方法
EP0910804A1 (en) * 1997-04-17 1999-04-28 Koninklijke Philips Electronics N.V. Diffusion-weighted mri method
JP3815585B2 (ja) * 1997-10-17 2006-08-30 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
JP3891667B2 (ja) * 1997-10-27 2007-03-14 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
JP2002530173A (ja) 1998-11-25 2002-09-17 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 磁気共鳴方法及び装置
US6321107B1 (en) * 1999-05-14 2001-11-20 General Electric Company Determining linear phase shift in conjugate domain for MR imaging
US6586935B1 (en) * 2000-03-31 2003-07-01 Ge Medical Technology Services, Inc. Magnetic resonance image artifact correction using navigator echo information
US6791323B2 (en) * 2001-10-16 2004-09-14 Cornell Research Foundation, Inc. Method and apparatus for measuring and correcting motion effects using navigator echoes
AU2002353263A1 (en) * 2001-12-19 2003-06-30 Koninklijke Philips Electronics N.V. Diffusion weighted multiple spin echo (rare) sequence with periodically amplitude-modulated crusher gradients

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101109791B (zh) * 2006-07-19 2010-09-29 西门子（中国）有限公司 回波平面成像序列的纠正方法
CN101143093B (zh) * 2006-09-11 2010-09-29 西门子（中国）有限公司 磁共振扩散成像方法
CN102697501A (zh) * 2011-03-28 2012-10-03 西门子公司 校正磁共振图像中的相位信息的方法和相应的磁共振设备
CN102697501B (zh) * 2011-03-28 2015-10-28 西门子公司 校正磁共振图像中的相位信息的方法和相应的磁共振设备
CN103505208A (zh) * 2012-06-21 2014-01-15 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种磁共振成像方法
CN103505208B (zh) * 2012-06-21 2015-07-29 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种磁共振成像方法
CN104854471A (zh) * 2012-12-12 2015-08-19 皇家飞利浦有限公司 针对磁共振弥散加权成像(dwi)的运动检测与校正方法
CN104323777A (zh) * 2014-10-30 2015-02-04 西安交通大学医学院第一附属医院 一种扩散磁共振成像运动伪影的消除方法
CN106154196A (zh) * 2015-03-31 2016-11-23 西门子(深圳)磁共振有限公司 磁共振成像系统的体线圈的检测方法和设备
CN106154196B (zh) * 2015-03-31 2021-06-22 西门子(深圳)磁共振有限公司 磁共振成像系统的体线圈的检测方法和设备

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