專利名稱：磁共振成像裝置及由傾斜磁場引起的誤差修正方法
技術領域：
本發明涉及一種利用核磁共振(以下，稱作"NMR")現象獲得被檢體的檢查部位的斷層圖像的磁共振成像(以下，稱作"MRI")裝置，特別涉及一種降低由放射狀采樣測量空間(K空間)的測量法引起的偽影(artifact)的技術。
背景技術：
利用NMR現象獲得被檢體的檢查部位的斷層圖像的MRI裝置中，在攝影過程中被檢體動了的情況下，其影響涉及圖像整體，產生在相位編碼方向上圖像流動那樣的偽影(以下，稱作"體動偽影")。這是因為在對測量空間(K空間)上的各格點的回波信號進行采樣時，在相位編碼方向上反復進行與頻率編碼方向平行的采樣。以下，將這樣的測量法稱作正交系(Cartesian)采樣法。 相對于正交系(Cartesian)采樣法，有非正交系(Non-cartesian)采樣法。典型的有徑向采樣法(例如，參照非專利文獻1)、在徑向采樣法中組合了相位編碼的混合徑向法或螺旋槳(propeller)MRI法(例如，參照非專利文獻2)。 徑向采樣法是以測量空間的大致一點( 一般是原點)為旋轉中心，改變旋轉角的同時放射狀掃描測量空間來進行數據的采樣，由此獲得一張圖像重構中所需的回波信號的技術。使用徑向采樣法進行攝影時，由于放射狀進行采樣，因此體動偽影會散布在圖像的周邊，出現在應關注的視野的外側。因此，與正交系采樣法的攝像相比，體動偽影變得不顯著，可以說對于體動是健壯的(口"》卜)。 由于徑向采樣法放射狀掃描測量空間，因此在每個回波信號上，攝影面內的讀出傾斜磁場的分布不同。因此，靜磁場分布的不均勻、傾斜磁場的非線性的影響在每個回波信號上不同。另外，不考慮傾斜磁場的非線性、偏移而預先計算出的傾斜磁場施加量與實際上施加的傾斜磁場量不同，不能使回波信號配置在正確的測量空間的坐標上。因此，與正交系采樣法相比，徑向采樣法具有易在圖像中產生由傾斜磁場的非線性等引起的偽影的問題。
為了修正徑向采樣法中的上述偽影，有在執行序列之前預先測量傾斜磁場的非線性并反映于本測量中的方法(例如，參照非專利文獻3)。 非專利文獻1 :G. H. Glover et al， Projection Reconstruction TechniquesforReduction of Motion Effects in MRI， Magnetic Resonance in Medicine 28 :275-289(1992)非專利文獻2 :James G. Pipe, Motion Correction With PROPELLERMRI:Application to Head Motion and Free—Breathing Cardiac Imaging, MagneticResonance in Medicine 42:963-969(1999)非專利文獻3 :D. C. Peters et al，Centeringthe Projection ReconstructionTrajectory -Reducing Gradient Delay Errors,Magnetic Resonance in Medicine50 :1-6 (2003) 非專利文獻3公開的方法中，由于需要用于測量傾斜磁場的非線性的多余的測量，因此會延長整體攝影時間。
發明內容
本發明鑒于上述課題而形成，目的在于在非正交系采樣法中抑制攝影時間的延長的同時降低基于由傾斜磁場引起的誤差的圖像上的偽影。 本發明在非正交系采樣法中獲取用于圖像重構的數據時，獲取用于修正由傾斜磁場引起的誤差的數據，并使用獲取的用于修正的數據來修正由該傾斜磁場引起的誤差。為了獲取用于修正誤差的數據，進行具有平行的多個回波信號的至少一個塊(block)的測 具體而言，本發明的MRI裝置具備測量控制部，其基于非正交系采樣法的脈沖序
列，控制傾斜磁場的施加和配置在K空間中的回波信號的測量；修正處理部，其修正由所述
傾斜磁場引起的誤差；和運算處理部，其對所述K空間數據進行運算處理從而重構圖像；該
磁共振成像裝置的特征在于，測量控制部按照測量由在K空間上互相平行配置的多個回波
信號構成的塊的方式，控制傾斜磁場的施加，修正處理部檢測塊的回波信號組的峰值位置
從K空間原點的位移量，并基于該位移量，修正由傾斜磁場引起的誤差。 另外，具體而言，本發明的由傾斜磁場引起的誤差修正方法是一種利用由在K空
間上互相平行配置的多個回波信號構成的塊來修正非正交系采樣法的脈沖序列中由傾斜
磁場引起的誤差的修正方法，特征在于，具備檢測步驟，其檢測塊的回波信號組的峰值位
置從所述K空間原點的位移量；和修正步驟，其基于檢測出的位移量，修正由所述傾斜磁場
引起的誤差。 由此，由于利用由傾斜磁場誤差為原因而產生的、用非正交系采樣法測量出的回波信號的峰值位置從K空間原點的位移量，修正由傾斜磁場引起的誤差，因此能夠降低由該傾斜磁場誤差而產生的圖像上的偽影。
(發明效果) 根據本發明，在非正交系采樣法中，能夠抑制攝影時間的延長，并且能夠降低基于由傾斜磁場引起的誤差的圖像上的偽影。
圖1是本發明的第一實施方式的MRI裝置的模塊圖。圖2是正交系采樣法的傾斜回波脈沖序列。圖3是用于說明配置在測量空間中的回波信號的圖。圖4是徑向采樣法的傾斜回波的脈沖序列。圖5是用于說明讀出傾斜磁場中具有傾斜磁場偏移時的例的圖。圖6是用于說明相位編碼傾斜磁場中具有傾斜磁場偏移時的例的圖。圖7是用于說明測量空間中的傾斜磁場誤差的影響的圖。圖8是配置了根據第一實施方式的脈沖序列獲取的回波信號的測量空間的示意圖。圖9是第一實施方式的修正處理的流程圖。圖10是第一實施方式的修正用數據獲取序列的設定例。圖11是用于說明第一實施方式的測量的效率的圖。圖12是第二實施方式的修正處理的流程圖。圖13是第三實施方式的修正處理的流程圖。圖14是用于說明應用于三維攝影時的圖。
符號說明 1-被檢體；2-靜磁場發生系統；3-傾斜磁場發生系統；4-序列發生器；5-發送系
5統；6-接收系統；7-信號處理系統；8-中央處理裝置(CPU) ;9-傾斜磁場線圈；10-傾斜磁
場電源；ll-高頻振蕩器；12-調制器；13-高頻放大器；14a-高頻線圈(發送側)；14b-高
頻線圈(接收側)；15-放大器；16-正交相位檢波器；17-A/D變換器；18-磁盤；19-光盤；
20-顯示器；501-高頻脈沖；502-切片(slice)選擇傾斜磁場；503-相位編碼傾斜磁場脈
沖；504-頻率編碼傾斜磁場脈沖；505-數據采樣窗；506-回波信號；507-反復時間間隔；
508-圖像獲取時間。
具體實施方式
《第一實施方式》 以下，基于
本發明的第一實施方式。另外。在用于說明本實施方式的所
有圖中，具有相同功能的部分附加了相同的符號，省略其重復說明。 圖1是表示本實施方式的MRI裝置20的整體結構的模塊圖。MRI裝置20利用NMR
現象獲取被檢體的斷層圖像，如圖1所示，具備靜磁場發生系統2、傾斜磁場發生系統3、發
送系統5、接收系統6、信號處理系統7、序列發生器4、中央處理裝置(CPU) 8。 靜磁場發生系統2在被檢體1的周圍空間內，在其體軸方向或與體軸正交的方向
上產生均勻的靜磁場，被檢體1的周圍配置有永磁體方式、常導電方式或超導電方式的磁
場發生單元。 傾斜磁場發生系統3具有在X、 Y、 Z三軸方向巻繞的傾斜磁場線圈9、驅動各個傾 斜磁場線圈的傾斜磁場電源IO，通過根據從后述的序列發生器4發出的命令驅動各個線圈 的傾斜磁場電源IO，向被檢體l施加X、Y、Z三軸方向的傾斜磁場G,、Gy、G,。 一般，在X、Y、 Z的任一個方向上施加切片方向傾斜磁場脈沖(Gs)來設定對被檢體1的切片面，并在剩下 的兩個方向上施加相位編碼方向傾斜磁場脈沖(Gp)和頻率編碼方向傾斜磁場脈沖(Gf)， 從而在回波信號中對各個方向的位置信息進行編碼。 序列發生器4以規定的脈沖序列反復施加高頻磁場脈沖(以下，稱作"RF脈沖") 和傾斜磁場脈沖，在CPU8的控制下工作，并將被檢體1的斷層圖像的數據收集所需的各種 命令發送給發送系統5、傾斜磁場發生系統3以及接收系統6。另外，脈沖序列是RF脈沖、 傾斜磁場脈沖等的on/off時刻、振幅等的組合的時序，根據攝影的目的預先決定，并作為 程序存儲于存儲器(不圖示)等。CPU8根據脈沖序列控制序列發生器4。
發送系統5為了在構成被檢體1的生物組織的原子的原子核旋轉上引起核磁共振 而照射RF脈沖，具備高頻振蕩器11、調制器12、高頻放大器13、發送側的高頻線圈(發送線 圈)14a。由調制器12在基于來自序列發生器4的指令的時刻對從高頻振蕩器11輸出的高 頻脈沖進行振幅調制，并利用高頻放大器13放大該被振幅調制了的高頻脈沖之后提供給 接近被檢體1而配置的發送線圈14a，從而向被檢體1照射電磁波(RF脈沖)。
接收系統6檢測通過構成被檢體1的生物組織的原子核旋轉的核磁共振而被放出 的NMR信號(回波信號)，具備接收側的高頻線圈(接收線圈)14b、放大器15、正交相位檢 波器16、A/D變換器17。通過從發送線圈14a照射的電磁波而誘發的被檢體1的響應的電 磁波(NMR信號)在接近被檢體1而配置的接收線圈14b中被檢測出，并由放大器15被放 大之后，在基于來自序列發生器4的指令的時刻，通過正交相位檢波器16分離成正交的兩個系統的信號，并分別由A/D變換器17被變換為數字量后發送給信號處理系統7。
信號處理系統7具有光盤19、磁盤18等外部存儲裝置以及由CRT等構成的顯示器 20，來自接收系統6的數據被輸入到CPUS后，CPU8執行信號處理、圖像重構等處理，在顯示 器20上顯示作為其結果的被檢體1的斷層圖像并存儲在外部存儲裝置的磁盤18等中。
另外，在圖1中，發送側和接收側的高頻線圈14a、14b與傾斜磁場線圈9被設置在 配置于被檢體1的周圍空間中的靜磁場發生系統2的靜磁場空間內。 對于目前MRI裝置的攝影對象旋轉種類，在臨床上普及的是被檢體的主要構成物 質即質子。通過對質子密度的空間分布或激勵狀態的緩和現象的空間分布進行圖像化，從 而對人體頭部、腹部、四肢等的形態或者功能進行二維或三維攝影。 下面，說明在MRI裝置20中進行的攝影。CPU8使序列發生器4根據預先保存在 存儲器(不圖示)等中的程序執行以下的處理。在MRI裝置20中，通過控制傾斜磁場的施 加，實現正交系采樣法以及非正交系采樣法。 首先，說明基于正交系采樣法的攝影。圖2是正交系采樣法的傾斜回波脈沖序列。 圖2的RF、Gs、Gp、Gr、A/D、echo分別表示RF脈沖、切片傾斜磁場、相位編碼傾斜磁場、頻率 編碼傾斜磁場(讀出傾斜磁場)、AD變換、回波信號的軸，501是RF脈沖、502是切片選擇傾 斜磁場脈沖、503是相位編碼傾斜磁場脈沖、504是頻率編碼傾斜磁場脈沖、505是采樣窗、 506是回波信號、507是反復時間(RF脈沖501的間隔)。另外，橫軸是時間軸。
在每一次反復時間TR507，改變相位編碼傾斜磁場脈沖503的施加量(=傾斜磁場 脈沖波形與時間軸所包圍的的面積)來給予不同的相位編碼量，并檢測由各個相位編碼所 獲得的回波信號506。將該操作反復進行相位編碼的次數，在圖像獲取時間508下獲取一 張圖像重構所需的回波信號。相位編碼的次數通常每一張圖像選擇64、128、256、512等值。 各回波信號通常作為由128、256、512、1024個采樣數據構成的時間序列信號來獲得。對這 些數據進行二維傅立葉(Fourier)變換來作成一張MR圖像。 圖3(a)表示利用圖2所示的脈沖序列將采樣的回波信號配置在測量空間(K空 間)中的狀態。在圖3(a)中為了便于說明，表示反復TR507間的序列12次，分別獲取了 回波信號506-1 506-c的情況。各回波信號的后綴對應于獲取回波信號的時刻的順序 (TR507的次數，以后，也稱作反復序號)。即，后綴的序號小意味著獲取回波信號的時間早， 序號大意味著獲取回波信號的時間晚。以下，本文中的后綴的記載全部相同。另外，圖3(a) 是按照從測量空間801的Ky方向的上依次配置回波信號組506-1 506_c的方式控制相 位編碼量時的例。 下面，說明基于非正交系采樣法的攝影。這里，列舉說明非正交系采樣法中的徑向 采樣法。圖4是徑向采樣法的傾斜回波脈沖序列?；旧吓c圖2所示的正交系采樣法相同。 但是，在徑向采樣法中，組合相位編碼傾斜磁場與頻率編碼傾斜磁場并在每次反復TR507 中改變兩者的大小(振幅)的比率來進行施加。通過在脈沖序列的各反復TR507中施加不 同振幅的相位編碼傾斜磁場601和頻率編碼傾斜磁場602，獲取以測量空間的大致一點為 中心放射狀采樣的數據。 在圖3(b)中表示將利用圖4所示的脈沖序列進行了采樣的回波信號配置在測量 空間中的結果。在圖3(b)中為了便于說明，表示反復TR507間的序列12次并分別獲取了 回波信號603-1 603-c的情況。由于根據回波信號組603-1 603_c均勻填充測量空
7間，因此各回波信號與相鄰的回波信號之間的角度(旋轉角)A e (802)相等。此時，旋轉
角a e如以下(式i)所示。 Ae = ji/12 (式l)另夕卜，將反復序號設為n(l《n《12)，設n二 l時
的回波信號配置在測量空間的Kx軸方向上，第n個回波信號與Kx軸構成的角度(旋轉角) e (n)如以下(式2)所示。 e (n) = A e X (n-1)(式2)此時，將正交系采樣法中使用的頻率編碼傾斜磁場的 輸出設為G時，分別由以下的(式3)、(式4)表示第n次相位編碼軸的傾斜磁場Gp ( e (n)) 和頻率編碼軸的傾斜磁場Gr(e (n))的輸出。 Gp( e (n)) = GXsin( e (n))(式3)Gr( e (n)) = GXcos( e (n))(式4)
另外，通常，由徑向采樣法獲取的數據不會配置在測量空間的正交系坐標的格點 上。因此，對采樣的數據進行插值處理，并進行產生正交系坐標格點上的數據的柵格處理。 圖3(c)是用于說明由非正交系采樣法獲取的數據與測量空間之間的關系的示意圖。用圖 3(c)的黑色圓表示測量空間801的正交系坐標的格點，用白色圓表示由徑向采樣法獲取的 數據803-1 803-3。如本圖所示，采樣的數據配置在與測量空間801的格點不同的位置處。 通過柵格處理，在采樣的數據中進行插值處理，在正交系坐標的各格點上重新配置數據。另 外，柵格處理例如使用Sine函數或Kaiser-Bessel函數的插值用函數來進行(例如，參照 非專利文獻4)。 非專利文獻4 :J. I. Jackson et al， Selection of a Convolution Function forFourier Inversion Using Gridding，IEEE Trans. Med. Imaging,vo 1. 10，pp. 473-478， 1991 下面，說明靜磁場的不均勻、傾斜磁場的非線性、偏移等硬件誤差給予回波信號的 影響、由此而產生的采樣數據的位移。下面，據此將舉例說明頻率編碼(讀出)傾斜磁場和 相位編碼傾斜磁場中發生了傾斜磁場偏移的情況。另外，使用正交系采樣法進行說明。
圖5是用于說明讀出傾斜磁場Gr中有傾斜磁場偏移時的例的圖，提取了圖2所示 的序列的一次反復TR的RF脈沖、讀出傾斜磁場Gr、 AD變換、回波信號的軸。圖5 (a)表示 沒有傾斜磁場偏移的情況，圖5(b)表示讀出傾斜磁場Gr具有傾斜磁場偏移Gro的情況。
沒有傾斜磁場偏移時，如圖5 (a)所示，在向讀出傾斜磁場Gr軸施加的兩相(7 < 7 - <《)傾斜磁場脈沖504-la與讀出傾斜磁場脈沖504-lb的積分量的和成為0的時間 (即，圖中是A部與B部的面積變得相等的時間)，產生回波信號506-1的峰值。將從RF脈 沖501照射時到回波信號發生時的時間稱作TE。 與此相對，在讀出傾斜磁場方向上具有傾斜磁場偏移Gro時，如圖5(b)所示，在讀 出傾斜磁場脈沖504-la、504-lb的施加量上加上傾斜磁場偏移Gro之后的量成為回波信號 獲取中所施加的傾斜磁場的總量。因此，與傾斜磁場偏移Gro同極性施加的兩相傾斜磁場 脈沖504-la的面積A'看上去變大。由于與傾斜磁場偏移反極性施加讀出傾斜磁場脈沖 504-lb，因此面積B'看上去變小。因此，向讀出傾斜磁場Gr軸施加的傾斜磁場脈沖的積分 量成為0的時間與圖5(a)的情況相比，向時間軸t的方向位移規定時間P0。即，回波信號 506-1的峰值在TE+P0時刻后產生。因此，采樣的數據在測量空間中被配置在向Kx方向位 移的位置處。這里，將位移量設為AKx。 圖6是用于說明相位編碼傾斜磁場Gp中具有傾斜磁場偏移時的例的圖，表示提取
8了圖2所示的序列的一次反復TR的RF脈沖、相位編碼傾斜磁場Gp、讀出傾斜磁場Gr、AD變 換、回波信號的軸。 圖6(a)表示相位編碼方向上具有傾斜磁場偏移Gpo的情況。由于回波信號506 的發生位置(時刻)依賴于讀出傾斜磁場脈沖Gr504的面積，因此即使相位編碼方向上具 有傾斜磁場偏移Gpo，回波信號506的發生時刻還是TE。但是，由于相位編碼方向上的傾斜 磁場偏移Gpo的影響，實際上施加的相位編碼脈沖的強度與脈沖序列中設定的不同。因此， 采樣的數據在測量空間上被配置在向Ky方向位移的位置處。將此時位移量設為AKy。如 圖6(b)所示，將沒有偏移Gpo時的數據的配置位置設為測量空間的中心701時，具有偏移 Gpo時的配置位置變成從測量空間的中心701在Ky方向位移了 AKy的702。
圖6 (c)是將在讀出傾斜磁場Gr與相位編碼傾斜磁場Gp兩者中具有傾斜磁場偏 移-Gro、 -Gpo時的采樣數據配置在測量空間中的情況。這里，將沒有兩種偏移時的配置位 置設為測量空間的中心701。此時，被配置在從測量空間的中心701向Kx、 Ky方向分別位 移了 AKx、 AKy的位置703處。 如以上所述，具有傾斜磁場偏移時，回波信號的峰值位置位移，因此采樣數據在測 量空間上被配置在位移了的位置上。另外，這里基于傾斜磁場偏移進行了說明。通過因傾 斜磁場的上升時間的偏離、靜磁場的不均勻、傾斜磁場的非線性等而使傾斜磁場變形，也會 產生同樣的影響。但是，離散地施加相位編碼脈沖時，傾斜磁場的上升時間的偏離幾乎不會 對相位編碼方向的峰值位置位移產生影響。以下，將使傾斜磁場變形的這些因素總稱為傾 斜磁場誤差。 以上，使用正交系采樣法說明了傾斜磁場誤差向測量空間的數據配置給予的影 響。在徑向采樣法中也產生同樣的影響。圖7擴大了測量空間的中心部。與圖3(a)同樣，黑 色圓表示測量空間的正交系坐標的格點，白色圓表示由徑向采樣法獲取的數據的配置(數 據點)。用徑向采樣法采樣的數據以測量空間的大致一點(一般是原點)為中心，配置在具 有以相位編碼傾斜磁場與頻率編碼傾斜磁場之間的比率決定的傾斜(旋轉角9 (n))的掃 描線上。圖7(a)是無傾斜磁場誤差的理想的狀態，測量的回波信號903的數據點以測量空 間的一點(在圖7(a)中是原點)為中心有規律地排列成放射狀。 圖7 (b)表示具有傾斜磁場誤差的狀態。由于傾斜磁場誤差，回波信號的峰值位置 位移時，采樣的數據的位置也位移，如本圖所示，不會成為有規律的放射狀。設定脈沖序列 時，由于不考慮傾斜磁場的誤差，因此基于此的重構時的柵格處理假設配置成了如圖7(a) 所示的理想的狀態而進行。因此，無法正確進行變換且產生圖像的信號消失等而導致圖像 質量劣化，會變成偽影。另外，傾斜磁場誤差也包括根據讀出傾斜磁場脈沖的施加軸而變化 的因素。因此，在徑向采樣法中，根據配置采樣數據的掃描線的旋轉角度，傾斜磁場誤差的 影響有所不同。 本實施方式中，對于在徑向采樣法中如上所述產生的測量空間的采樣數據的位 移，使用規定的數據(信號修正用數據)計算出各數據的位移量，并進行修正。以下，說明 本實施方式的信號修正用數據的獲取方法與使用該方法的修正處理。 首先，說明信號修正用數據的獲取。如上所述，在正交系采樣法中，傾斜磁場誤差 的影響作為測量空間的Kx軸方向和Ky軸方向的位移來出現。在本實施方式中，為了獲取信 號修正用數據，在徑向采樣法的脈沖序列內的一部分執行與正交系采樣法相同的序列。具體而言，針對特定的回波信號，與該回波信號平行地獲取多個回波信號。能夠通過由與平行 的多個回波信號內的成為基準的回波信號相同的讀出傾斜磁場脈沖強度在攝影切片面內 向與讀出傾斜磁場脈沖正交的方向施加相位編碼傾斜磁場脈沖來獲取如上所述的回波信 號(相當于根據偏斜(oblique)攝影使測量空間旋轉)。 圖8(a)是配置了根據本實施方式的脈沖序列獲取的回波信號的測量空間的示 意圖。如本圖所示，使用本實施方式的脈沖序列采樣的回波信號包括與特定的回波信號 603-1、603-7平行地配置多個回波信號的塊1001和1002。在塊1001、 1002內，配置有分別 在測量空間上互相平行的回波信號組1003-1 1003-5和1004-1 1004-5。在本實施方 式中，如本圖所示，獲取由與Kx軸方向平行的回波信號組構成的塊1001 、由與Ky軸方向平 行的回波信號組構成的塊1002。這是因為分別針對相位編碼方向的傾斜磁場誤差的影響以 及與其正交的方向的傾斜磁場誤差的影響提取x分量和y分量。另外，獲取的兩個塊若角 度互不相同，則不僅限于此。另外，獲取的塊個數也可以是兩個以上，不特別限定為兩個。
之后，使用該塊內的數據來計算基于傾斜磁場誤差的數據的位移量，即回波信號 的峰值位置的位移量。數據的位移量針對各塊，分別計算相位編碼方向分量AKyl、 AKx2 和與其正交的方向(頻率編碼方向)分量AKxl、 AKy2。 圖8(b)和圖8(c)是用于說明基于傾斜磁場誤差的數據的位移的圖。分別擴大測 量空間中心部1005來表示塊1001與1002的數據。這里，設應配置在測量空間的中心701 的數據是根據傾斜磁場誤差分別向1006U007的位置位移了的數據。 使用各塊1001、 1002的位移量AKxl、 AKyl、 AKx2、 AKy2，計算任意角度(e )的
數據位移量(峰值位置的位移)的、與e平行的方向的分量Ap(e)和與e正交的方向 的分量ao( e)。在本實施方式中，首先，計算任意角度(e)的傾斜磁場偏移量與傾斜磁場 誤差量，然后使用這些值計算Ap(e)、 Ao(e)。 這里，在傾斜磁場誤差之中，相位編碼方向的位移中幾乎沒有傾斜磁場脈沖上升 時間偏離的影響。因此，認為該位移是基于傾斜磁場偏移的位移。因此，從相位編碼方向的
位移能夠計算出攝影斷面內的X軸和Y軸方向的傾斜磁場誤差中基于傾斜磁場偏移的量。
以下，將從相位編碼方向的位移獲得的傾斜磁場誤差稱作傾斜磁場偏移量。 另一方面，頻率編碼方向的位移中除了由傾斜磁場的偏移產生的影響外還包括基
于傾斜磁場的非線性或上升時間的偏離的影響。因此，在本實施方式中，首先，使用相位編 碼方向的位移量計算出傾斜磁場偏移量，之后從根據頻率編碼方向的位移量獲得的傾斜磁 場誤差減去傾斜磁場偏移量，計算出傾斜磁場偏移量以外的傾斜磁場誤差。 首先，使用在各塊中測量的相位編碼方向的位移量A Ky ( A Kyl、 A Kx2)，根據與信 號獲取時使用的測量空間的一個編碼步長(encode st印)對應的相位編碼傾斜磁場脈沖的 施加量Gp，由以下式計算出攝影斷面內的X軸和Y軸方向的傾斜磁場偏移量G。ff 。
G。ff = A Ky/ ( y FOV TE)(式5)其中，y是磁轉速，FOV是攝影視野尺寸，TE是 由序列設定的回波時間。另外，分別使用AKyl、 AKx2，由以下式計算G。ff的X軸方向分量 G。ffx和Y軸方向分量G。ffY。 G。ffX = A Kx2/ ( Y FOV TE)(式6) G。ffY = A Ky 1/ ( Y FOV TE)(式7)使用傾
斜磁場偏移量的X軸方向分量G。ffX和Y軸方向分量G。ffY，由以下式計算出測量空間的任意
角度(e)的傾斜磁場偏移量R。ffX( e) 、 R。ffY( e)。
R。ffx(e) =G。ffxxC0S(e)-sin(e)(式8)R。坊(e) =G。ffyxC0S(e)+sin(e)(式
9)之后，使用頻率編碼方向的位移量AKx(AKxl、 AKy2)，計算出傾斜磁場偏移量G。ff以外 的傾斜磁場誤差。首先，由傾斜磁場偏移量G。ff引起的頻率編碼方向的峰值位移量是AK =G。ffX y XFOVXTE/Sample (式10)。其中，Sample是頻率編碼方向的采樣點數。通過 從頻率編碼方向的峰值位置的位移量AKx減去AK，由以下式計算出傾斜磁場誤差G^。r。
Gerr。r = ( A Kx_ A K) 'Sample/ ( Y *F0V)(式11)向(式11)代入(式10)，則Gerror =AKxXSample/(Y FOV) _G。f f X TE (式12)另夕卜，使用A Kxl、 A Ky2和G。ffX、G。ffY，由以 下式計算出GOTOT的X軸方向分量GOTOTX和Y軸方向分量GCTraY。 Ge orX = AKxl Sample/( y FOV) —GoffXX TE (式13)Ge orY = AKy2 Sample/ (y *F0V) _G。ffYX TE (式14)使用攝影斷面內的X軸和Y軸方向的傾斜磁場誤差量GemrX、
G^。rt，用以下式計算出測量空間的任意角度(9 )的傾斜磁場誤差量ROTOTX、 RCTraY。 RerrorX(e) = GerrorXXCOS( e )-GerrorYXsin( e )(式15)RerrorY( e)=
GCTr。rYxC0S( e )+GOT。rXxsin( e)(式is)使用由上述求出的測量空間的任意角度(e)的傾 斜磁場偏移量與傾斜磁場誤差量，計算出任意角度(e)的測量空間的偏離。這里，能夠分 別用以下的(式17)、(式18)計算Ap(e)禾p Ao(e)。 A P ( e ) = (Rerr。rX ( e ) +R。ffX ( e ) TE) X y FOV/Sample (式17) A o (e)= R。hy( e) X Y FOV TE(式18)在本實施方式中，使用以上求出的測量空間的任意角度
e的數據的位移量的、與e平行的方向的峰值位置的偏離量Ap(e)和與e正交的方向 的峰值位置的偏離量Ao(e)，使各數據按照其峰值位置與測量空間的原點一致的方式位移。 另外，除了根據如上述計算出的位移量在測量空間使回波信號的峰值位置位移之
外，也可以在對回波信號進行了一維傅立葉變換的空間中進行相位修正。這里，將計算出的
峰值位置偏離量設為AK時，由以下(式19)表示測量空間的峰值位置與對回波信號進行
了一維傅立葉變換的空間中的相位小之間的關系。 小(x) = AKX2 Ji Xx/X (式19) (X是重構時的圖像空間的數據點數
1《x《X)。例如，在相位修正中，將作為修正對象的多個數據設為C(n，x)、將信號修正用 數據的相位設為小(n，x)時，由以下的(式20)、(式21)表示修正后的數據C' (n，x)。
Re[C' (n， x) ] = Re[C(n， x)] Xcos(小(n， x))—Im[C(n， x)] Xsin(小(n， x))(式 20)Im[C' (n，x)] = Im[C (n， x) ] X cos (小(n， x))+Re [C (n， x) ] X sin (小(n，x))(式21)其 中，Re[]、Im[]分別表示數據的實部和虛部。另外，由于相位修正的優點在于能夠以亞像素 單位進行修正，因此能夠提高修正的精度。 下面，說明本實施方式的修正處理的方法。圖9是本實施方式的徑向采樣法的傾 斜磁場誤差修正處理的流程圖。根據預先保存在存儲器等中的程序，CPU8執行以下的處理。
首先，進行信號修正用數據的測量(步驟101)。在這里，進行上述的兩塊的測量。 但是，在本實施方式中，由該測量獲取的數據也應用于圖像的重構。 使用由步驟101獲取的數據，從在各塊測量的相位編碼方向的位移量AKy計算出
每個旋轉角度e的傾斜磁場偏移量與傾斜磁場誤差量。利用此計算出對與旋轉角度e平 行的方向的峰值位置的偏離量、對與e正交的方向的峰值位置的偏離量(步驟i02)。 改變旋轉角度e (n)測量回波信號(步驟103)。
11
針對采樣在步驟103中獲取的回波信號而獲得的各數據，使用在步驟102中計算 出的偏離量來進行修正(步驟104)。 判斷圖像的重構所需的所有的旋轉角度e (n)的測量是否結束(步驟105)。在 這里，當n成為最大值(這里是12)時，判斷為所有的旋轉角度9 (n)的測量結束。判斷 出所有的測量結束時，即，判斷出由步驟104處理的數據為最終數據時，轉移到下一個步驟 107。另一方面，若不是最終數據，則使n加1 (步驟106)，回到步驟103，利用下一個旋轉角 度9 (n)進行測量。 柵格化修正后的所有數據，并求出測量空間的各格點上的數據(步驟107)。此時， 在本實施方式中，能夠使包含信號修正用數據的塊的數據也全部應用于柵格化中。由此，能 夠不浪費獲取的數據而制作圖像。 對在步驟107中被柵格化的測量空間數據進行二維傅立葉變換來獲得圖像(步驟 108)。 另外，在上述處理流程中，從信號修正用數據計算出位移量之后改變旋轉角度來 測量了各數據。但是也可以最初進行所有數據的測量，之后從信號修正用數據計算出位移 量來修正各數據。 如以上說明所示，在獲取用于圖像重構的數據的過程中，獲取用于計算出回波信 號的峰值位置的位移量的數據。因此，無需為了獲取信號修正用數據而實施特別的序列。因 此，根據本實施方式，即使由于靜磁場的不均勻、傾斜磁場的非線性、傾斜磁場偏移等而導 致了回波信號的峰值位置位移，也能最低限度地抑制攝影時間的延長，并且能修正回波信 號的峰值位置的位移。由此，抑制攝影時間的延長的同時能夠降低圖像信號消失、偽影，能 夠提高圖像質量。 另外，在本實施方式中，基于在圖像獲取用的測量中設定的攝影參數，能夠設定用 于測量位移量的攝影條件。例如，本實施方式中，在包含信號修正用數據的塊的測量中，獲 取附加了相位編碼的多個回波信號?；跀z影參數，按照如下方式設定在塊中應獲取的回 波信號數量和各回波信號間的測量空間上的間隔。 在徑向采樣法中，進行柵格化時，由于回波信號在測量空間中偏離1像素以上時 偽影會變大，因此計算出傾斜磁場偏移的間距(Pitch)需基于由攝影條件設定的測量空間 的間距來決定。使用攝影視野FOV與磁轉速Y，由以下(式22)表示相當于相位編碼方向 的l線的傾斜磁場強度Gstep。 Gstep = l/( Y 'FOV)(式22)在本實施方式中，根據(式22)，能夠決定相位編碼方 向的測量空間上的間隔。 圖IO是修正用數據獲取序列的設定例。本圖中，舉例說明在Ky方向施加相位編 碼來獲取多個回波信號的情況。在這里，只表示測量空間的中心(Kx = 0， Ky = 0)附近。 另外，用虛線表示對應于根據由(式22)計算出的傾斜磁場強度G^p的相位編碼步長的位置。 圖10 (a)表示設定為在根據由(式22)計算出的傾斜磁場強度Gstep的相位編碼 步長中獲取5個數據1301-1 1301-5的情況。包括修正數據的塊的測量是用于提取回波 信號的峰值位置的位移的測量。為了確認回波信號的峰值位置是否包括在相位編碼步長之 內，所測量的回波信號數為以Ky = 0為中心獲取兩個回波以上。
12
回波信號的峰值位置根據傾斜磁場偏移量而變化。因此，通過基于傾斜磁場偏移
量的極性設定位移APE，能夠在回波信號的峰值位置位移的方向上獲取很多修正用數據。
圖10(b)表示針對圖10(a)使相位編碼的設定向上側位移APE并在根據由(式22)計算
出的傾斜磁場強度Gstep的相位編碼步長中獲取5個數據1302-1 1302-5的情況。通過構
成為這種方式，即使是少量回波信號數也能夠精度良好地計算出修正值。 另外，通常在使用MRI裝置的攝影中，進行診斷用攝影之前，作為預掃描進行各種
測量來進行裝置的調整。此時，很多情況下也調整傾斜磁場偏移。基于由該預掃描獲得的
傾斜磁場偏移量的極性，決定上述位移A PE。在傾斜磁場偏移之中，由傾斜磁場電源引起的
因素不依賴于被檢體，通常是一定的。但是，傾斜磁場偏移中包括通過被檢體進入攝影區域
內而產生的磁場混亂導致的因素。因此，在傾斜磁場偏移之中，依賴于被檢體的因素的比例
為規定以上時，在每次設定攝影斷面時計算出傾斜磁場偏移。 —般，只要以上式(式22)決定的間隔設定相位編碼傾斜磁場的步長即可。但是， 想要進一步提高精度時，也可以使上述間隔更窄。圖10(c)表示針對圖10(a)按照成為1/2 步長的方式設定相位編碼傾斜磁場的步長并獲取9個數據1303-1 1303-9的情況。此時， 相位編碼步長的間隔成一半，與圖10(a)的情況相比，計算Ky方向的回波峰值偏離的精度 成倍。而且，也能組合圖10(b)與圖10(c)的方法。 這樣，在本實施方式中，由于基于在圖像獲取用的測量中設定的攝影參數能夠設 定用于測量傾斜磁場偏移量和傾斜磁場誤差的量的攝影條件，因此能夠效率良好地獲取修 正用的數據。 下面，說明根據本實施方式的時間上的效果。圖ll是用于說明根據本實施方式的 測量的效率的圖。 圖ll(a)是典型的以往攝影的例，是由預掃描1201獲取信號修正用的數據的情 況。主掃描1202采用混合徑向法或徑向法。這里，利用在信號修正步驟1203中由預掃描 1201獲取的修正用數據修正由主掃描1202獲取的數據，并在圖像制作步驟1204中重構成 圖像。此時，由1201獲取的信號修正用的數據不作為圖像制作用來使用。
相對于此，在本實施方式中，如圖11 (b)所示，由于在主掃描1205內進行包括信號 修正用數據1206的塊的測量，因此不需要在以往例所示的預掃描1201。由主掃描1205獲 得的數據在信號修正步驟1203中被信號修正，并在圖像制作步驟1204中重構成圖像。
圖ll(c)是在動態攝影或熒光檢查(7 A * a》3 if—)攝影中應用本實施 方式時的例。本圖表示進行三次測量的情況。本實施方式中，在連續進行的各個主掃描 1205-1 1205-3中獲取信號修正用數據1206。由主掃描1205獲得的數據分別在信號修 正步驟1203-1 1203-3中被信號修正，在圖像制作步驟1204-1 1204-3中重構成圖像。 本例例如適用于連續攝影不同的攝影斷面的情況等。攝影斷面變化時，傾斜磁場輸出的比 例會變化。因此，需要每一次獲取信號修正用數據1206。 圖ll(d)是在動態攝影或熒光檢查攝影中應用本實施方式時的其它形式。這里， 與圖ll(c)不同，在第二次的主掃描1205-2中不獲取信號修正用數據1206。此時，使用由 第一次的主掃描1205-1獲取的信號修正用數據1206-1在信號修正步驟1203-2中信號修 正由第二次的主掃描1205-2獲取的數據，并在圖像制作步驟1204-2中重構成圖像。例如， 連續攝影時，不改變攝影斷面的情況下，由于傾斜磁場輸出的比例相同，因此也能共用修正用數據。本例是應用于這種情況下的例。如上所述，通過執行序列，能夠減少修正用數據獲 取時間，并能夠提高圖像的幀速?！兜诙嵤┓绞健废旅?，說明本發明的第二實施方式。在第一實施方式中，從施加 相位編碼而測量的兩個塊的數據計算出各數據的位移量，并利用此進行修正。但是本實施 方式中，從兩塊的數據計算出傾斜磁場偏移量和傾斜磁場誤差量，并利用此再次設定脈沖 序列來進行之后的測量。這里，脈沖序列的再次設定意味著計算消除了誤差影響的相位編 碼傾斜磁場Gp和頻率編碼傾斜磁場Gr并作為利用此的脈沖序列。本實施方式的MRI裝置 基本上與第一實施方式的相同。以下，針對本實施方式，著重說明與第一實施方式不同的構 成。 在本實施方式中，作為信號修正用數據，如圖8(b)、 (c)所示，也測量由與Kx軸方 向平行的回波信號組構成的塊1001、由與Ky軸方向平行的回波信號組構成的塊1002。設 從該塊內的數據獲得的、基于傾斜磁場誤差的數據的位移量即回波信號的峰值位置的位移 量的相位編碼方向分量分別為AKyl、 AKx2，設與其正交的方向(頻率編碼方向)分量分 別為AKxl、 AKy2。另外，在本實施方式中，若獲取的兩個塊為互不相同的角度，則不僅限 于此。另外，獲取的塊的個數也可以是兩個以上，不特別限定為兩個。 在本實施方式中，使用由第一實施方式的(式8)、(式9)、(式15)、(式16)求出
的測量空間的任意角度e的各軸方向的傾斜磁場偏移量R。ffx(e)、R。^(e)和其它的傾斜 磁場誤差R^。d( e) 、ROTOTY( e)，計算相位編碼軸的傾斜磁場G' p( e (n))和頻率編碼軸的
傾斜磁場G' r(e (n))，即消除了誤差的影響的傾斜磁場。這里，分別從執行由第一實施方 式的(式3)、(式4)計算出的序列時的傾斜磁場量Gp(e (n))、Gr(e (n))減去Ue)、
R。ffY(9)、Rerr。rX(9)、Rerr。rY(9)，計算消除了誤差的影響的值G'P(9 (n) ) 、 G '"9 (n))。
即，進行以下的計算。G' p(e (n)) =Gp(e (n))-Rerr。rY( e (n))-R。ffY(e (n)) .TE(式23)G' r(e (n))
=Gr(e (n))-RCTrax(e (n))-R。ffx(e (n)) 'te(式24)而且，利用修正后的各傾斜磁場量
G' p(e(n))、G' r(e (n))，改變旋轉角度(e)來進行測量。 另外，序列為并用相位編碼脈沖的混合型徑向采樣法時，能夠使傾斜磁場偏移量
R。m(9)、R。ffY(9)包含在相位編碼部分中。此時，設每個旋轉角度的相位編碼軸與頻率 編碼軸的相位編碼傾斜磁場脈沖為Gpp(e (n))、Gpr(e (n))時，消除了誤差的影響的值
Gp' p(e(n))、Gp' r(e (n))分別是Gp' p ( e (n)) = Gpp (e (n))-RoffY (e (n)) .TE (式 25)Gp' r(e (n)) =Gpr(e (n))-R。ffX(e (n)) 'TE(式26)。此時，設每個旋轉角度 的相位編碼軸與頻率編碼軸的頻率編碼傾斜磁場脈沖為Grp(e (n))、Grr(e (n))時， 消除了誤差的影響的值Gr ' p(e(n))、Gr' r ( e (n))分別是Gr ' p(e(n))= Grp(e (n))-RerrorY(e (n))(式27)Gr' r(e (n)) =Grr(e (n))-RerrorX( e (n))(式28)。
以下，說明本實施方式的修正處理的方法。圖12是本實施方式的修正處理的流程 圖。與第一實施方式的不同點在于除沒有信號修正處理步驟之外，具有再次設定序列的步 驟。 首先，進行包含信號修正用數據的塊的測量(步驟201)。然后，使用在步驟201中 獲取的數據，根據(式8)、(式9)、(式15)、(式16)計算各軸的傾斜磁場偏移量R。ffX( 9 )、
R。ffY( 9 )和傾斜磁場誤差量Rerr。rX( 9 ) 、 Rerr。rY ( 9 )(步驟202)。而且，如(式23)、(式
1424)所示，計算出消除了誤差的影響的值G' p(e(n))、G' r(e (n))(步驟203)。另外， 在混合型徑向采樣的情況下，如(式25) (式28)所示，計算出消除了誤差的影響的值 Gp' p(9(n))、Gp' r(9(n))、Gr' p(9(n))、Gr' r(9(n))。 以后，基本上與第一實施方式相同，改變旋轉角度9 (n)來進行圖像的重構中所 需的所有回波信號的測量(步驟204 206)，并進行柵格化(步驟207)、進行二維傅立葉 變換(步驟208)，獲得重構圖像。 如以上說明，本實施方式中，從測量的信號計算出誤差，并由消除了該誤差的影響 的傾斜磁場量執行序列，使用獲得的數據來進行柵格化處理、圖像重構。因此，即使圖像重 構時不進行修正處理也能夠獲得無偽影的圖像。因此，根據本實施方式，除了第一實施方式 中獲得的效果外，由于在信號測量時反映修正值來獲取回波信號，因此無需在重構時進行 修正，能夠高速地制作圖像。 另外，在本實施方式中，與上述第一實施方式同樣，也能基于在圖像獲取用的測量 中設定的攝影參數，設定用于測量傾斜磁場偏移量、傾斜磁場誤差量的攝影條件。另外，本 實施方式的時間上的效果與第一實施方式相同。《第三實施方式》下面，說明本發明的第三實施方式。本實施方式除了使用信號修 正用數據的位移量來修正數據本身或傾斜磁場輸出之外，還改變柵格化時的插值處理中使 用的變換目的的坐標點。本實施方式的MRI裝置基本上與第一實施方式相同。以下，針對 本實施方式著重說明與第一實施方式不同的構成。 傾斜磁場強度Gr、Gp與測量空間上的旋轉角9 、柵格化后的坐標(Kx，Ky)具有以 下的關系。
<formula>formula see original document page 15</formula>(式30)其中，A t是數據采樣間隔，m是采樣點。
這里，根據第二實施方式的(式23)、(式24)獲得消除了傾斜磁場偏移和傾斜磁 場誤差的傾斜磁場量(傾斜磁場強度)G' r(e (n))、G' p(e (n))。將此量代入(式29)、 (式30)的Gr(e (n))、Gp(e (n))時，按照以下方式決定柵格化坐標(K' x， K' y)。
<formula>formula see original document page 15</formula>(式32) 在混合型徑向采樣的情況下，分別向(式29)、(式30)的Gr(e (n))、Gp(e (n))代 入由第二實施方式的(式25) (式28)獲得的<formula>formula see original document page 15</formula>時，變成如下所示。 <formula>formula see original document page 15</formula>(式34)其中，A t是相位編碼傾斜磁場脈沖的施加時間。
如之前所述，序列執行時若存在包括傾斜磁場偏移的傾斜磁場誤差，則回波信號 的峰值位置會位移。若將此向不考慮序列計算時的傾斜磁場的誤差的坐標點進行柵格化， 則會產生偽影。在本實施方式中，通過將獲取的數據變換為柵格化時由上述式求出的坐標 (K' x(e(n)，m)，K' y ( e (n) ， m))，能夠降低偽影。 以下，說明本實施方式的修正處理的方法。圖13是本實施方式的修正處理的流程 圖。與上述各實施方式的不同點在于無信號修正處理步驟104、再次計算序列的步驟203，取而代之的是修正值插入柵格化處理1107。所謂修正值插入柵格化處理，是向由上述(式 31)、(式32)或(式33)、(式34)求出的坐標進行柵格化的處理。 首先，進行包括信號修正用數據的塊的測量(步驟1101)。之后，使用由步驟1101 獲取的數據求出各旋轉角的每一個數據的回波信號的峰值位置的位移量(步驟1102)。之 后進行所有的旋轉角度9 (n)的測量(步驟1103 1105)。另外，在本實施方式中，也可以 先與包括信號修正用數據的塊的測量并行進行所有的旋轉角度9 (n)的測量，之后使用塊 的數據求出位移量。另外，獲取的兩個塊若角度互不相同，則不僅限于此。另外，獲取的塊 個數也可以是兩個以上，不特別限定為兩個。之后，使用由上述步驟1102獲得的位移量，根據(式31)、(式32)或(式33)、(式 34)計算出柵格化前的坐標(步驟1106)。之后，向求出的坐標柵格化測量點來獲得最終測 量空間(步驟1107)，進行二維傅立葉變換(步驟1108)，獲得重構圖像。
如以上說明，根據本實施方式，無需進行脈沖序列的變更或圖像重構時的修正處 理，就能夠獲得偽影少的圖像。 根據上述各實施方式，在徑向采樣法等非正交系采樣法中，通過計算并修正由傾 斜磁場誤差引起的回波信號的峰值偏離，從而降低由圖像的信號消失等傾斜磁場誤差引起 的偽影。此時，與圖像重構中所需的圖像獲取時一起獲取修正用的圖像。因此，也不會延長 整個攝影時間。 另外，在上述各實施方式中，作為包括修正數據的塊的測量舉例說明了在圖像獲
取用的脈沖序列內進行的情況。但是，修正數據的獲取并不僅限于此。例如，也可以構成為
作為預掃描預先進行測量。此時，每次變更脈沖序列都要進行預掃描。 另外，在上述各實施方式中，舉例說明了結束所有的數據的測量之后進行柵格化
的情況。但是，也可以構成為在每次獲取各旋轉角的數據時進行柵格化。但是，此時，需在
測量的最初進行包括修正數據的塊的測量并求出修正數據。 本發明不僅限于以上各實施方式所公開的內容，在不超出本發明的宗旨的范圍內 可以取各種形式。另外，在上述各實施方式中，以傾斜回波脈沖序列為例進行了說明。但是， 徑向采樣法和混合徑向法不依賴于脈沖序列的種類，也可以是SE脈沖序列、FSE脈沖序列、 EPI脈沖序列等。 另外，在上述各實施方式中，舉例說明了通過改變向二維面內的Gr軸、Gp軸施加 的傾斜磁場的強度來進行測量空間的掃描的情況。該Gr軸、Gp軸可以對應于攝影空間的 X、Y、Z的任意軸，也可以是偏斜攝影或偏心攝影。而且，也能進行三維球面內的旋轉。
圖14是用于說明在三維攝影中應用本發明的情況的圖。三維攝影的情況下，也能 通過獲取X、Y、Z三軸方向的信號修正用數據來獲得本發明的上述效果。圖14(a)是三維表 示攝影空間1401的圖。X、Y方向的傾斜磁場偏移量和傾斜磁場誤差量能夠與圖8(a)同樣 地通過在Kx-Ky面1402上獲取信號修正用數據來獲得(參照圖14(b))。另外，Z方向的傾 斜磁場偏移量和傾斜磁場誤差量能夠通過在與Kx-Ky面1402正交的Kz-Kx面1403上獲取 信號修正用數據來獲得(參照圖14(c))。既，在三維攝影中，除了二維攝影時獲取的信號 修正用數據之外，還獲取葉片(blade) 1404和葉片1405的數據來作為信號修正用數據。另 外，在圖中舉例說明了在Kz-Kx面內獲取信號修正用數據的情況。但是，只要是與Kx-Ky面 1402正交的面即可，例如，也可以使用Kz-Ky面。
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在以上的說明中，如上所述，為了使說明簡單，在徑向采樣法或混合徑向法的例中 使用了規定的塊數。但是，在實際的攝影中，能夠任意設定塊數與塊內的回波數。同樣，針 對徑向采樣法，也能任意設定所獲取的回波數和旋轉角、區段數。 而且，也能在如動態攝影或熒光檢查那樣的連續攝影、進行這些連續攝影時更新 測量空間的一部分數據的回波共享法中應用本發明。
權利要求
一種磁共振成像裝置，具備測量控制部，其基于非正交系采樣法的脈沖序列，控制傾斜磁場的施加和配置在K空間中的回波信號的測量；修正處理部，其修正由所述傾斜磁場引起的誤差；和運算處理部，其對所述K空間數據進行運算處理從而重構圖像；該磁共振成像裝置的特征在于，所述測量控制部控制所述傾斜磁場的施加，以測量由在所述K空間上互相平行配置的多個回波信號構成的塊，所述修正處理部檢測所述塊的回波信號組的峰值位置從所述K空間原點的位移量，并基于該位移量修正由所述傾斜磁場引起的誤差。
2. 根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述測量控制部控制所述傾斜磁場的施加，以測量與所述K空間的規定軸形成的角度 不同的多個塊，所述修正處理部按每所述塊檢測所述位移量，并基于該檢測出的多個位移量，修正由 所述傾斜磁場引起的誤差。
3. 根據權利要求2所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述測量控制部控制所述傾斜磁場的施加，以在所述K空間上分別測量與第一軸方向 平行的塊的回波信號組、和與第二軸方向平行的塊的回波信號組。
4. 根據權利要求2所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述修正處理部使用每一個所述塊的位移量求出與規定方向形成的角度為任意的傾 斜磁場的傾斜磁場誤差量，并基于該任意角度的傾斜磁場誤差量修正由該任意角度的傾斜 磁場所引起的誤差。
5. 根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述修正處理部分別在與所述塊的回波信號組平行的方向和垂直的方向檢測所述位 移量，并基于該兩個方向的位移量，修正由所述傾斜磁場引起的誤差。
6. 根據權利要求2所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述修正處理部在第一塊中，根據第一方向的位移量檢測該第一方向的傾斜磁場偏 移，并根據第二方向的位移量檢測該第二方向的傾斜磁場誤差，在與所述第一塊正交的第二塊中，根據所述第一方向的位移量檢測該第一方向的傾斜 磁場誤差，并根據所述第二方向的位移量檢測該第二方向的傾斜磁場偏移，從所述第一塊中的所述第二方向的傾斜磁場誤差減去所述第二塊中的所述第二方向 的傾斜磁場偏移，從而計算出該第二方向上的該傾斜磁場偏移以外的傾斜磁場誤差，從所述第二塊中的所述第一方向的傾斜磁場誤差減去所述第一塊中的所述第一方向 的傾斜磁場偏移，從而計算出該第一方向上的該傾斜磁場偏移以外的傾斜磁場誤差，基于所述各方向的傾斜磁場偏移以及傾斜磁場偏移以外的傾斜磁場誤差，修正由所述 傾斜磁場引起的誤差。
7. 根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述測量控制部控制所述傾斜磁場的施加，以使關于所述K空間的軸對稱配置所述塊 的回波信號組。
8. 根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述測量控制部控制所述傾斜磁場的施加，以對應于事前獲取的傾斜磁場偏移，使所述塊的位置向該塊的相位編碼方向位移。
9. 根據權利要求l所述的磁共振成像裝置，其特征在于所述測量控制部使所述塊的回波信號的間隔比由攝影條件決定的相位編碼步長窄。
10. 根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述修正處理部基于所述位移量，使配置在所述K空間中的回波信號組位移，使得其 峰值位置與該K空間的原點一致。
11. 根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于， 所述運算處理部對所述回波信號進行傅立葉變換，所述修正處理部基于所述位移量，對所述傅立葉變換后的回波信號進行相位修正。
12. 根據權利要求8所述的磁共振成像裝置，其特征在于， 所述修正處理部基于所述位移量，再次設定所述傾斜磁場， 所述測量控制部使用所述再次設定后的傾斜磁場控制所述回波信號的測量。
13. 根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述修正處理部基于所述位移量，修正將配置在所述K空間中的回波信號組柵格化時 的坐標，所述運算處理部在所述修正后的坐標上將配置在所述K空間中的回波信號組柵格化， 并使用該柵格化后的回波信號組來重構所述圖像。
14. 一種由傾斜磁場引起的誤差修正方法，其是使用由在K空間上互相平行配置的多個回波信號構成的塊來修正非正交系采樣法的脈沖序列中由傾斜磁場引起的誤差的修正方法，該由傾斜磁場引起的誤差修正方法的特征在于，具備檢測步驟，其檢測所述塊的回波信號組的峰值位置從所述K空間原點的位移量；禾口 修正步驟，其基于所述檢測出的位移量，修正由所述傾斜磁場引起的誤差。
15. 根據權利要求14所述的由傾斜磁場引起的誤差修正方法，其特征在于， 所述修正步驟基于所述位移量，進行下列任一處理使基于所述非正交系采樣法的脈沖序列而測量的、配置在所述K空間中的回波信號組位移，使得其峰值位置與該K空間的原點一致的處理；或再次設定所述傾斜磁場的處理；或對柵格化基于所述非正交系采樣法的脈沖序列而測量的、配置在所述K空間中的回波 信號組的坐標進行修正的處理。
全文摘要
在非正交系采樣法中，為了降低由傾斜磁場的誤差引起的圖像上的偽影，在獲取用于圖像重構的數據時，獲取用于修正由傾斜磁場引起的誤差的數據，并使用獲取的用于修正的數據來修正用于圖像重構的數據。為了獲取用于修正誤差的數據，進行具有平行的多個回波信號的塊的測量。
文檔編號G01R33/48GK101711126SQ20088001956
公開日2010年5月19日 申請日期2008年6月3日 優先權日2007年6月14日
發明者瀧澤將宏, 高橋哲彥 申請人:株式會社日立醫藥
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