专利名称：磁共振成像装置的制作方法
技术领域：
本实施方式涉及磁共振成像(MRI)装置。
背景技术：
MRI是用拉莫尔(Larmor)频率的高频(RF)信号磁激励放置在静磁场中的受检体的原子核自旋，根据伴随该激励产生的核磁共振(NMR =Nuclear Magnetic Resonance)信号重建图像的的拍摄法。作为MRI中的成像法的一种，已知有AFI (非对称傅里叶成像)法。AFI法是，以在k空间中(k-space)在波数方向上为非对称的方式对数据取样，用基于被取样的自数据推定的相位 分布进行相位修正后重建图像数据的方法。如果用AFI法，则可以生成与根据在k空间中被对称地取样的数据生成的图像数据同等的图像数据。关于 AFI 法，提出了 Margosian 法、FIR(finite impulse response,有限脉冲响应)、MoFIR(改良 FIR)法、POCS(projection on to convex sets，凸面集合投影)法或混合法等各种方法。另外，还已知虽然不是AIF法，但以在K空间成为非对称的方式对数据取样，在没有数据的部分填入O (Ο-filling，填零)，然后进行傅里叶变换(FT =Fourier transform)的非对称数据取样法。在Margosian法中，对被非对称取样的k空间数据施加作为窗函数的零差滤波 (homodyne filter)，然后通过FT生成与非对称k空间数据对应的实空间(r-space)数据。 另一方面，基于被非对称取样的k空间数据中的、被对称取样的k空间中心附近的低频区域中的k空间数据推定相位分布。然后，用被推定的相位分布进行与非对称k空间数据对应的实空间数据的相位修正。POCS法是Margosian法的改良，是在Margosian法之后进行POCS循环处理的方法。POCS循环处理是通过反复进行实化处理、合成处理以及相位修正处理而使虚部的变化收敛到阈值以下的处理，其中实化处理指只保留相位修正后的实空间数据的实部、使虚部为O的处理，合成处理指把在使实化了的实空间数据的相位复原后进行逆傅里叶变换 (IFTdnverse Fourier transform)而得到的k空间数据的非取样部与原数据的取样部合成的处理，相位修正处理指对通过合成处理后的k空间数据的FT得到的实空间数据进行的相位修正处理。如果相位修正彻底，则POCS法基于使实空间数据的虚部为O的原理。如果用POCS法，则通过反复进行数次POCS循环处理，可以降低在Margosian法中因零差滤波处理生成的相位修正的错误。另一方面，在FIR法中，在对被非对称取样的k空间数据施加零差滤波之前进行相位修正。即，在FIR法中，在通过非对称k空间数据的FT生成的实空间数据的相位修正后， 通过IFT把相位修正后的实空间数据变换成k空间数据。然后，对相位修正后的k空间数据施加零差滤波。在该FIR法中，由于数据处理时间比Margosian法长出两次FT的大小，但在零差滤波处理前进行相位修正，所以可以降低因零差滤波处理生成的相位修正的错误。MoFIR法是FIR法的改良法，以使得基于不仅仅是k空间数据被对称取样的低频区域、还包含被非对称取样的部分的全部k空间数据推定相位修正用的相位分布。即，在FIR 法中，仅仅根据k空间中心附近的低频区域中的k空间数据推定相位修正用的低频区域的相位分布，而在MoFIR法中，基于被非对称取样的全部k空间数据推定相位修正用的相位分布。因此，在MoFIR法中，与FIR法相比，虽然与本来的相位分布不同，但可以推定更高频区域的相位分布。因此，在MoFIR法中，可以降低在Margosian法、FIR法中的因零差滤波处理生成的相位修正的错误。另一方面 ，在作为最简单的针对非对称取样数据的重建法的填零中，图像产生模糊。但是，在像被对称取样的数据的70 %以上被取样那样的、非对称度比较小的非对称取样的情况下，图像的模糊在允许范围内。另外，在进行填零时，不需要特别的处理，而且AFI中的相位的过修正造成的伪影(artifact)也不会出现。因此，在非对称度比较小的情况下， 仍然大量使用填零。混合法是把填零和AFI法组合起来的方法。即，混合法是把由填零得到的填零图像与由AFI得到的AFI图像加权并相加合成的方法。更具体地说，调整权重以使得在填零图像与AFI图像之间，相位差或振幅差大的部分是填零图像，相位差或振幅差小的部分是AFI 图像。在现有的AFI中，如果相位推定不好，相位误差大，则存在有时与进行填零时相比，伪影显著出现的问题。因此，希望把为了图像重建所需的数据处理时间的增加抑制到最小限度，且以与根据在k空间中被对称取样的数据生成的图像同等的精度，根据被非对称取样的数据生成图像数据。
发明内容
本发明的目的在于提供可以抑制数据处理时间的增加、且基于在k空间中被非对称取样的MR数据生成更高精度的图像数据的磁共振成像装置。根据本发明的实施方式的磁共振成像装置，包括成像单元和数据处理条件设定单元。成像单元从受检体收集与在k空间中在波数方向上为非对称的取样区域对应的磁共振数据，通过包含相位修正和取得复共轭的滤波处理的数据处理，生成基于上述磁共振数据的图像数据。数据处理条件设定单元根据上述相位修正中使用的相位分布或对上述相位分布有影响的拍摄条件，设定上述数据处理的条件。
图1是示出根据本发明的实施方式的磁共振成像装置的构成图。图2是示出图1所示的RF线圈的详细构成的一例的图。图3是图1所示的计算机的功能框图。图4是说明通过预扫描确定AFI中的数据取样区域的边界的方法的图。图5是示出图3所示的数据处理部中执行的第一 AFI处理的例子的图。图6是示出图3所示的数据处理部中执行的第二 AFI处理的例子的图。图7是示出图3所示的数据处理部中执行的第三AFI处理的例子的图。图8是示出通过一维模拟由第一 AFI处理生成的实空间数据I(X)的例子的图。图9是示出通过一维模拟由第二 AFI处理生成的实空间数据I(X)的例子的图。
图10是示出通过一维模拟由第三AFI处理生成的实空间数据I(X)的例子的图。图11是示出通过一维模拟对被非对称取样的k空间进行填零生成的实空间数据 Iomi (x)的例子的图。图12是示出在图8 图12的模拟中使用了的部分的原k空间数据S。Hg(k)的图。图13是示出在图12所示的部分的原k空间数据S。Hg(k)的制作中使用的全部频率区域中的全部k空间数据sfull(k)的图。图14是示出把图13所示的全部k空间数据Sfull (k)变换得到的实空间数据I (χ) 和相位分布φ (X)的图。
图15是示出与非对称取样区域对应的零差滤波的增益Htaamax = 2的第三AFI处理的模拟结果的图。图16是示出与非对称取样区域对应的零差滤波的增益Htaamax = 4的第三AFI处理的模拟结果的图。图17是示出在第三AFI处理中改变了与非对称取样区域对应的零差滤波的最大增益Hh_.max时RMSE的变化的图。图18是说明确定零差滤波的强度分布形状的参数的图。图19是说明确定零差滤波的最大增益Hh_.max以使得基于通过填零生成的数据的相位修正错误的指标值最小的方法的图。图20是示出相位修正后的k空间数据Spcot(k)的信号的绝对值的图。图21是示出图20所示的相位修正后的k空间数据Spcot(k)的生成中使用的原始数据的图。图22是示出把零差滤波的与非对称取样部分对应的增益设定成向着高频部分衰减至1的例子的图。图23是示出AFI处理中使用的滤波的具体形状的例子的图。图24是示出根据AFI处理的种类可变地设定AFI处理中使用的零差滤波的最大增益Hh_.max(k)的例子的图。图25是示出利用图1所示的磁共振成像装置20通过AFI和PI收集诊断图像时的流程的流程图。
具体实施例方式参照附图，说明根据本发明的实施方式的磁共振成像装置。图1是示出根据本发明的实施方式的磁共振成像装置的构成图。磁共振成像装置20包括形成静磁场的筒状的静磁场用磁体21、在该静磁场用磁体21的内部设置的勻磁(Shim)线圈22、倾斜磁场线圈23和RF线圈24。另外，磁共振成像装置20中具有控制系统25。控制系统25具有静磁场电源26、 倾斜磁场电源27、勻磁线圈电源28、发送器29、接收器30、序列控制器31和计算机32。控制系统25的倾斜磁场电源27由X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y和Z轴倾斜磁场电源27z构成。另外，计算机32中具有输入装置33、显示装置34、运算装置35和存储装置36。静磁场用磁体21与静磁场电源26连接，具有利用从静磁场电源26供给的电流在拍摄区域上形成静磁场的功能。另外，静磁场用磁体21多数情况下用超导线圈构成，在激励时与静磁场电源26连接而被供给电流，但一般情况下一旦被激励后就变成非连接状态。 另外，有时静磁场用磁体21也用永磁体构成，不设置静磁场电源26。另外，在静磁场用磁体21的内侧，在同轴上设置筒状的勻磁线圈22。勻磁线圈22 构成为，与勻磁线圈电源28连接，从勻磁线圈电源28向勻磁线圈22供给电流，使静磁场均勻化。倾斜磁场线圈23由X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y和Z轴倾斜磁场线圈23z构成，在静磁场用磁体21的内部筒状地形成。在倾斜磁场线圈23的内侧设置机台37作为拍摄区域，受检体P置于机台37上。在RF线圈24中具有内置在机架中的接收发送RF信号用的全身用线圈(WBC :whole body coil)和设置在机台37、受检体P附近的接收RF信号用的局部线圈等。
另外，倾斜磁场线圈23与倾斜磁场电源27连接，倾斜磁场线圈23的X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y和Z轴倾斜磁场线圈23z分别与倾斜磁场电源27的X 轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y和Z轴倾斜磁场电源27z连接。另外，构成为，利用分别从X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y和Z轴倾斜磁场电源27z向X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y和Z轴倾斜磁场线圈23z 供给的电流，可以在拍摄区域上分别形成X轴方向的倾斜磁场Gx、Y轴方向的倾斜磁场Gy 和Z轴方向的倾斜磁场Gz。RF线圈24与发送器29和接收器30中的至少一个连接。发送用的RF线圈24具有从发送器29接收RF信号并向受检体P发送的功能；接收用的RF线圈24具有接收伴随着受检体P内部的原子核自旋的RF信号造成的激励产生的NMR信号并赋予接收器30的功能。图2是示出图1所示的RF线圈24的详细构成的一例的图。像图2所示的那样，RF线圈24包括筒状的全身用(WB)线圈24a和相位阵列 (phased array)线圈24b。相位阵列线圈24b包括多个线圈要素24c，在被检测体P的体表侧和背面侧分别配置多个线圈要素24c。另一方面，接收器30包括收发转换器(duplexer)30a、放大器30b、切换合成器 30c和接收系统电路30d。收发转换器30a与发送器29、WB线圈24a和WB线圈24a用的放大器30b连接。放大器30b按各线圈要素24c和WB线圈24a的数目设置，分别单独与各线圈要素24c和WB线圈24a连接。设置一个或多个切换合成器30c，切换合成器30c的输入侧经由多个放大器30b与多个线圈要素24c或WB线圈24a连接。接收系统电路30d按所希望的数目设置，以使其数目为各线圈要素24c和WB线圈24a的数目以下，且设置在切换合成器30c的输出侧。WB线圈24a可以用作RF信号的发送用的线圈。另外，作为NMR信号的接收用的线圈可以使用各线圈要素24c。而且，WB线圈24a也可以用作接收用的线圈。因此，收发转换器30a构成为，把从发送器29输出的发送用的RF信号赋予WB线圈24a，把在WB线圈24a中接收的NMR信号经由接收器30内的放大器24d赋予切换合成器 30c。另外，还构成为，在各线圈要素24c中接收的NMR信号也分别经由对应的放大器24d 输出到切换合成器30c。
构成为，切换合成器30c进行从线圈要素24c、WB线圈24a接收的NMR信号的合成处理和切换，向对应的接收系统电路30d输出。换言之，构成为，可以按照接收系统电路30d 的数目在切换合成器30c中进行从线圈要素24c、WB线圈24a接收的NMR信号的合成处理和切换，用所希望的多个线圈要素24c形成与拍摄部位对应的灵敏度分布，接收来自各拍摄部位的NMR信号。但是，也可以不设置线圈要素24c，只用WB线圈24a接收NMR信号。另外，也可以不设置切换合成器30c，直接把在线圈要素24c、WB线圈24a中接收的NMR信号输出到接收系统电路30d。而且，也可以在整个宽范围上配置更多的线圈要素24c。另一方面，控制系统25的序列控制器31与倾斜磁场电源27、发送器29和接收器 30连接。序列控制器31具有存储记述了为了驱动倾斜磁场电源27、发送器29和接收器30 所需的控制信息，例如应向倾斜磁场电源27施加的脉冲电流的强度、施加时间、施加定时等的动作控制信息的序列信息的功能；以及通过根据所存储的预定的序列驱动倾斜磁场电源27、发送器29 和接收器30产生X轴倾斜磁场Gx、Y轴倾斜磁场Gy、Z轴倾斜磁场Gz和 RF信号的功能。另外，序列控制器31构成为，接收通过接收器30中的NMR信号的检波和A/D (模 /数)变换得到的复数数据即原始数据(raw data)并赋予计算机32。
因此，发送器29具有基于从序列控制器31接收的控制信息向RF线圈24赋予RF 信号的功能，而接收器30具有通过对从RF线圈24接收的NMR信号进行检波、实施所需的信号处理并进行A/D变换，生成数字化了的复数数据即原始数据的功能和把生成的原始数据赋予序列控制器31的功能。而且，磁共振成像装置20中，具有取得受检体P的心电图(ECG :electro cardiogram)信号的ECG单元38。构成为，由ECG单元38取得的ECG信号经由序列控制器 31输出到计算机32。另外，也可以取代把心跳表示为心搏信息的ECG信号，而取得把心跳表示为脉搏信息的脉搏同步(PPG :peripheral pulse gating)信号。另外，通过用运算装置35执行在计算机32的存储装置36中保存的程序，计算机 32具有各种功能。但是，也可以取代程序的至少一部分，而在磁共振成像装置20中设置具有各种功能的特定电路。图3是图1所示的计算机32的功能框图。计算机32的运算装置35通过执行在存储装置36中保存的程序，而用作拍摄条件设定部40、数据处理部41和AFI处理条件设定部42。另外，存储装置36用作k空间数据库43、图像数据库44、相位数据库45和AFI条件数据库46。数据处理部41具有PI (平行成像)处理部4IA和AFI处理部41B。拍摄条件设定部40具有基于来自输入装置33的指示信息设定包含脉冲序列的拍摄条件，通过把设定的拍摄条件输出到序列控制器31而驱动控制序列控制器31的功能。特别地，拍摄条件设定部40构成为可以设定在k空间中在波数方向上为非对称的方式对MR数据取样的AFI的拍摄条件和用多个线圈要素24c接收数据的PI的拍摄条件。 AFI和PI可以在包含磁共振血管摄影法(MRA magnetic resonance angiography)、扩散加强成像(DffI diffusion weighted imaging)的各种成像方式中。然后，在AFI中，从受检体P收集与k空间中在波数方向上非对称的取样区域对应的MR数据。
另外，在PI 中有 SENSE (Sensitivity Encoding，灵敏度编码)、SMASH (Shimadzu minimum angle shot,岛津最小角度拍摄)、GRAPPA (generalized autocalibrating partially parallel acquisition，统一自动标准部分平行取得)等种类。在SENSE中在实空间中执行数据处理，而在SMASH中在k空间中处理数据。GRAPPA是SMASH的发展，所以是在针对每个线圈要素24c的k空间数据执行作为PI特有的后处理的展开处理和图像重建处理之后，把展开处理后的每个线圈要素24c的图像数 据合成的方法。作为用于进行AFI的拍摄条件，如果是二维(2D)取样，则有k空间数据的读出方向和相位编码方向中的一个方向k的波数方向上的取样区域(-K。彡k彡Kfflax)。取样区域的边界K。，例如，可以根据来自AFI处理条件设定部42的设定信息可变地设定。非取样区域可以是k方向的正侧和负侧中的任一侧，但在此以把负侧作为非取样区域的情形为例进行说明。或者，也可以基于通过预扫描收集的数据确定取样区域的边界K。。此时，在拍摄条件设定部40中设定预扫描用的数据收集条件。具体地，把使取样区域的边界K。缓慢变化而进行MR数据收集的条件设定为预扫描用的数据收集条件。图4是说明通过预扫描确定AFI中的数据取样区域的边界K。的方法的图。像图4㈧所示的那样，将使取样区域的边界K。缓慢变化成K” K。2、Kc3......而
进行数据收集的条件设定为用于预扫描。如果把用于求该边界K。的预扫描称为Kc-PREP 扫描，则Kc-PREP扫描的数据收集条件尽可能与成像扫描的数据收集条件一致有助于求出更合适的边界K。。另一方面，也可以为了缩短数据收集时间而使相位编码为0，即作为一维 (ID)的投影数据改变数据取样区域的边界K。。如果针对通过Kc-PREP扫描收集的非对称取样数据进行后述的AFI处理，则像图
4(B)所示的那样，在彼此不同的多个取样区域的边界1^、1(。2、1(。3......分别生成对应的多
个2D图像数据I (Kcl)、I (Kc2)、I (Kc3).......这样的话，使用者通过进行通过输入装置33
输入的图像选择信息或阈值处理等的图像处理，可以选择合适图像质量的图像I (K。。pt)。然后，可以基于来自这多个图像数据的图像数据的选择信息，把与合适图像质量的图像I (K。 。pt)对应的数据取样区域的边界K。。pt确定为成像扫描用的拍摄条件和AFI数据处理条件。然后，像图4(C)所示的那样，把被选择的数据取样区域的边界K。。pt作为拍摄条件执行成像扫描。进而，拍摄条件设定部40具有设定预扫描用的数据收集条件的功能，预扫描用的数据收集条件用来设定其它的成像扫描用的拍摄条件、取得用成像扫描收集的数据的处理所必需的数据。例如，在进行静磁场的勻磁时，设定勻磁用的预扫描的数据收集条件。根据通过勻磁用的预扫描收集的MR数据测定用来确定应从勻磁线圈电源28向勻磁线圈22供给的电流的磁场分布图。作为另一个例子，有用来测定针对通过PI收集的数据的展开处理所必需的线圈要素24c的灵敏度图的预扫描。数据处理部41具有从序列控制器31接收利用AFI和PI用的条件收集的原始数据并作为k空间数据配置到在k空间数据库43中形成的k空间中的功能；以及通过执行针对k空间数据的AFI处理和由PI造成的PI处理而生成诊断用的图像数据的功能。AFI处理是，基于在k空间中在波数方向上被非对称取样的k空间数据，伴随着相位修正处理生成与根据被对称取样的数据生成的图像同等的图像数据的处理。即，AFI处理是通过包含相位修正和取得复共轭的滤波处理的数据处理，生成基于被对称取样的MR数据的图像数据的处理。通过PI处理和AFI处理生成的诊断用的图像数据可以显示在显示装置34上。数据处理部41的PI处理部41A具有执行PI处理的功能，AFI处理部41B具有执行AFI处理的功能。在PI处理和AFI处理中，有时k空间数据与实空间数据之间的变换是必需的。于是在PI处理部41A和AFI处理部41B中具有设置空间数据与实空间数据之间的变换处理功能，并且进行从k空间数据库43读入k空间数据、向k空间数据库43写入k 空间数据、从图像数据库44读入实空间数据和向图像数据库44写入实空间数据的功能。因此，在k空 间数据库43中保存k空间数据，在图像数据库44中保存实空间数据。在PI处理中，有通过把发生折回的图像数据展开而除去折回的展开处理和把每个线圈要素24c的图像数据合成的合成处理。另一方面，在AFI处理中，可举出利用了复共轭对称性的数据填补用的k空间数据的滤波处理、实空间数据的相位修正处理、相位修正错误的减少处理等的处理。图5是示出图3所示的数据处理部41中执行的第一 AFI处理的例子的图。图5示出对在k空间的kx方向上非对称的k空间数据进行取样的例子，但在对在 ky方向上非对称的k空间数据进行取样时也是一样的。另外，也可以在2D方向上对三维 (3D)k空间数据非对称性地取样，进行AFI处理。下面，为了简化说明，以在k方向进行ID 的非对称取样的情形为例进行说明。另外，如果把对数据非对称取样的方向作为读出方向，则可以缩短回波时间(TE Echo time)。另一方面，如果把对数据非对称取样的方向作为编码方向，则可以缩短拍摄时间。像图5所示的那样，在AFI法中，在k空间中以关于中心呈非对称的方式收集MR 数据，作为k空间数据配置在k空间中。因此，在k空间中，形成关于k = 0非对称的取样区域，把一部分k空间数据填充到非对称取样区域中。图5示出以ID方式把除去了一方的高频侧的数据的位于横轴方向的-K。< k < Kfflax范围内的k空间数据作为部分的原k空间数据S ig(k)而配置的例子。在第一 AFI处理中，首先，像式⑴所示的那样，对部分的原k空间数据S ig(k) (-Kc彡k彡Kmax)施加零差滤波Hh_(k)后，通过FT生成原实空间数据Ih_(x)。零差滤波是与向k空间的无数据部分填充复共轭数据等价的滤波。S卩，通过利用零差滤波进行的部分的原k空间数据S。Hg(k)的窗化，执行利用了复共轭对称的k空间数据的填补处理。零差滤波是k空间数据的对称取样部分与非对称取样部分权重不同的窗函数。Ihomo (x) = FT (Hh0ffl0 (k) Sorig (k)} (1)另一方面，像式(2)所示的那样，在部分的原k空间数据S ig(k)上施加LPF (低通滤波)HlwGO，抽出在k空间中对称的低频区域的原k空间数据slow(k) (-Kc < k彡Kc)。然后，通过被抽出的低频区域的原k空间数据的FT，生成与低频数据对应的低通滤波了的实空间数据Iltw (X)。Ilow(X) = FT {Hlow(k) Sorig (k)} (2)然后，像式(3-1)和式(3-2)所示的那样，根据低通滤波了的实空间数据I1ot(X) 求低频区域中的相位分布Φ1Μ(Χ)，用低频区域中的相位分布Φ1Μ(Χ)执行原实空间数据Ih0ffl0(x)的相位修正后，进行除去虚数部分的实化处理。由此，生成AFI处理后的实空间数
β I cor (X) ° exp{-iOl0W(x)} = Ilow* (χ)/abs {Ilow (χ)}(3-1)Icor (χ) = Re [Ihomo (χ) exp {_i Φ low (χ)} ](3-2)其中，式(3-2)中Re[]是输出复数的实部的函数。BP,AFI是利用复共轭的对称性埋入非取样部分的k空间数据的成像法，但实际上不能无视相位分布，由于虚部不为0，所以对称性不成立。于是，可以通过基于相位分布的相位修正确保复共轭的对称性。但是，即使利用该相位修正有时也产生修正错误。于是，针对相位修正后的实空间数据Icot(X)执行预定次数的用来减少相位修正的错误的循环处理。该循环处理基于如果相位修正中没有错误(误差)则为了使k空间中的复共轭为对称而使相位修正后的实空间数据Icot(X)的虚部为0的原理。因此，循环处理是使实空间数据I。 (x)的虚部收敛到0的收敛计算。然后，通过反复进行循环处理的收敛计算，减少零差滤波处理造成的相位修正的错误。具体地，像式(4)所示的那样，把相位修正后的只有实部的实空间数据IcorOO作为循环处理中的初始的实空间数据L (X)，执行使只有实部的实空间数据Ij(X)的相位复原到相位修正前的相位的处理。由此生成相位复原了的实空间数据Γ j(x)0I，j (χ) = Ij (χ) exp U Φ 1ow (χ) } (4)然后，像式(5)所示的那样，通过IFT把相位复原处理后的相位复原了的实空间数据I'」(χ)变换成k空间数据Sj(k)。Sj (k) = IFTlI' j(x)} (5)然后，像式(6)所示的那样，把k空间数据SjGO的一部分即-K。彡k彡Kmax的范围置换成利用数据切出滤波HmCTge(k)从部分的原k空间数据S。Hg(k)切出的k空间数据。换言之，把在式(5)中得到的k空间数据S^k)中的k < -Kc范围的k空间数据与部分的原k 空间数据S ig(k)中-K。彡k彡Kfflax范围的k空间数据合成。SJ+1 (k) = Hmerge (k) Sorig (k) + U-Hmerge (k)} Sj (k) (6)然后，针对通过在式(6)中得到的合成后的k空间数据h+1(k)的FT得到的实空间数据进行相位修正后，进行除去虚数部分的实化处理。即，通过把置换和合成后的k空间数据Sj+1 (k)变换成实空间数据并进行相位修正的处理、以及取得相位修正后的实空间数据的实部的处理，像式(7)所示的那样，生成再次相位修正后的只有实部的实空间数据L+1(x)。IJ+1 (χ) = Re [FT {SJ+1 (k)} exp {_i Φ low (x)} ] (7)使j = 0，1，2，3......反复进行式⑷ 式(7)的循环处理，直到满足预定的收
敛条件。即，执行使作为取得实部的处理的对象的实空间数据的虚部收敛到0的收敛计算。 收敛条件可以是例如，像式⑶所示的那样，第j个实空间数据L(X)与第j+Ι个实空间数据‘ (χ)的差小于阈值Eth的情形。I Ij+1 (X)-Ij(X) I < Eth (8)然后，通过反复进行循环处理直到满足收敛条件，生成作为诊断图像数据的实空间数据I (X)。因此，在第一 AFI处理中，如果反复进行循环处理的次数为j次，则FT的次数为2+j次，IFT的次数为j次。因此，第一 AFI处理中的数据处理时间包含2+j次的FT和j 次的IFT所需的时间。
图6是示出图3所示的数据处理部41中执行的第二 AFI处理的例子的图。在图6所示的第二 AFI处理中，与第一 AFI处理的不同之处主要在于，在对部分的原k空间数据S。Hg(k)施加零差滤波Hh_(k)之前进行相位修正处理。因此，针对与第一AFI 处理同样的处理省略说明。在第二 AFI处理中也是，与第一 AFI处理同样地，利用式(2)根据部分的原k空间数据S ig(k)生成与低频数据对应的低通滤波了的实空间数据I1ot(X)。另一方面，像式(9)所示的那样，利用切出全部频率区域的数据的切出滤波Hwh。le， 从部分的原k空间数据S。Hg(k)切出非对称的原k空间数据，通过FT生成原实空间数据
Iwhole (X) 0Iwhole (χ) = FT IHwholeSorig (k)} (9)然后，像式(10)所示的那样，用从低通滤波了的实空间数据I1ot(X)求得的低频区域中的相位分布Φ Μ(χ)执行原实空间数据Iwh。le(x)的相位修正。由此，生成相位修正后的实空间数据Ipcot⑴。Ipcor(x) = Iwhole (x) exp H Olow (χ)}] (10)然后，像式(11)所示的那样，通过IFT把相位修正后的实空间数据Ipcot(X)变换成相位修正后的k空间数据SpcotGO。Spcor (k) = IFF {Ipcor (x)} (11)然后，像式(12)所示的那样，对相位修正后的k空间数据Spcot(k)施加零差滤波 Hhomo(k)后，通过FT变换成实空间数据。进一步进行除去实空间数据的虚数部分的实化处理。由此，生成零差滤波处理和相位修正后的实空间数据IcotOO。Icor (x) = Re [FT {Hh_ (k) Spcor (k)} ] (12)对这样生成的相位修正后的实空间数据Icot(X)以预定次数进行与第一 AFI处理同样的循环处理。因此，在第二 AFI处理中，如果反复进行循环处理的次数为j次，则FT的次数为3+j次，IFT的次数为Ι+j次。因此，第二 AFI处理中的数据处理时间比第一 AFI处理长相当于FT和IFT各自一次的时间。但是，在对部分的原k空间数据S。Hg(k)施加零差滤波Hh_(k)之前进行相位修正处理。因此，在第二 AFI处理中，与第一 AFI处理相比可以更加减少零差滤波处理造成的相位修正的错误。图7是示出图3所示的数据处理部41中执行的第三AFI处理的例子的图。在图7所示的第三AFI处理中，与第二 AFI处理的不同之处主要在于，基于被非对称取样的部分的原k空间数据S。Hg(k)的全部推定全部频率区域的相位分布Owh-(X)，用全部频率区域中的相位分布执行相位修正。即，通过不仅使用被对称取样的部分， 还使用被非对称取样的部分的部分的原k空间数据S。Hg(k)，推定全部频率区域的相位分布 Owhole(X)用于相位修正。关于其它部分由于与第二 AFI处理相同，所以省略详细说明。在第三AFI处理中，在相位修正中使用全部频率区域中的相位分布Owh。le(x)。因此，在第三AFI处理中，与第二 AFI处理相比可以更加减少相位修正的错误。另外，在第三 AFI处理中，FT执行3+j次，IFT执行Ι+j次。在上述的AFI处理方法中，从作为修正对象的k空间数据自身推定相位修正用的相位分布，但也可以事先根据除了在诊断图像数据的生成中使用的MR数据以外的其它MR 数据求得相位修正用的相位分布。
特别地，如果不用AFI法进行数据收集，则在诊断图像数据的生成中得到比被非对称取样的k空间数据更宽的频率区域中的k空间数据。例如，如果收集全部频率区域的 k空间数据，则可以求全部频率区域的相位分布Φ-1ε(χ)。因此，可以用根据与利用AFI法生成图像数据时使用的MR数据不同、且在比MR数据更宽的频率区域中收集的其它MR数据求得的相位分布进行相位修正。在不从自数据而从其它数据求相位分布时，根据同一受检体的同一拍摄部位收集的数据求相位分布在精度上是实用的。即，可以推定更接近本来的相位分布的相位分布。此时，重要的是，在至少比自数据高的频率区域中对其它数据取样。例如，通过用来测定静磁场的勻磁用的磁场分布图的勻磁序列，得到被大致完全取样的k空间数据。另外，为了测定PI处理用的线圈要素24c的灵敏度分布，也通过预扫描收集比自数据宽的k空间(频率区域)的数据。因此，可以利用通过勻磁序列、灵敏度分布图取得用序列收集到的数据，求全部频率区域中的相位修正用的相位分布。即，可以利用根据通过用来测定静磁场的勻磁用的磁场分布图的预扫描或用来测定多个线圈要素24c 的灵敏度分布的预扫描收集的MR数据求得的相位分布，进行相位修正。于是，AFI处理部41B中具有基于通过预扫描等的所希望的扫描收集的其它数据求相位修正用的相位分布的功能、把求得的相位分布写入相位数据库45的功能、和从相位数据库45读入相位分布的功能。因此，在相位数据库45中保存事先取得的AFI处理中的相位修正用的相位分布。根据其它数据求相位分布时，也可以用其它数据和自数据这两者。例如，如果表示与序列对应的其它数据的相位偏移与作为相位修正对象的数据的相位偏移的类似度的指标为阈值以上，则把根据其它数据求得的全部频率区域中的相位分布作为相位修正用的相位分布。而如果表示相位偏移间的类似度的指标小于阈值，则通过k空间中的窗化抽出被大致完全取样的其它k空间数据中的、作为相位修正对象的自数据中未被取样的部分的数据。然后，把抽出的k空间数据变换成实空间数据，把基于得到的实空间数据算出的相位分布与基于自数据算出的相位分布合成。由此，可以求基于其它数据和自数据这两者的全部频率区域中的相位分布图。通过这样的相位分布的计算方法，虽然严格地讲在相位修正中使用与本来的相位分布不同的相位分布，但可以减少相位修正错误的发生。另外，在上述的例子中，对k空间数据执行相位修正，但也可以对实空间数据执行相位修正。另外，PI处理和AFI处理可以通过优化处理顺序缩短处理时间。为此，PI处理部 41A和AFI处理部41B构成为分别把处理中或处理后的中间数据赋予另一方。例如，如果对与多个线圈要素24c对应的各k空间数据执行了 AFI处理中的零差滤波处理后，进行PI 处理中的展开处理和图像数据合成处理，则用来减少相位修正错误的循环处理的对象是单一的实空间数据。换言之，如果在PI处理中的展开处理和图像数据合成处理后进行循环处理，则循环处理的对象只是在线圈要素24c间合成了的图像数据。因此，可以减少循环处理的次数，减少全部的数据处理量和数据处理时间。AFI处理条件设定部42具有根据相位修正处理中使用的相位分布或对相位分布有影响的拍摄条件把AFI处理的条件设定成合适的条件的功能。作为根据相位修正中使用的相位分布或对相位分 布有影响的拍摄条件设定的AFI处理的条件，像上述那样，有AFI处理的种类、循环处理的次数j、取样区域的边界K。、以及零差滤波的强度和形状等。零差滤波的强度是被非对称取样的MR信号的增益。另外，通过使取样区域的边界K。缓慢变化而进行MR数据收集的Kc-PREP扫描生成的多个2D图像数据，是具有与相位修正中使用的相位分布或对相位分布有影响的拍摄条件对应的图像质量的图像数据。因此，通过选择具有合适的图像质量的2D图像数据来设定取样区域的边界K。，相当于设定与相位修正中使用的相位分布或对相位分布有影响的拍摄条件对应的合适的取样区域的边界K。。通过例如把三种变更方法参数化，可以确定AFI处理的种类。第一种变更方法是在零差滤波处理之前进行相位修正处理还是在零差滤波处理之后进行相位修正处理的变更方法。第二种变更方法是在相位修正中使用与数据处理范围对应的全部频率区域的相位分布Owh-(X)、还是在相位修正中使用与非对称取样区域中的对称部分对应的低频区域的相位分布Φ1Μ(Χ)的变更方法。第三种变更方法是仅从作为修正对象的k空间数据自身即自数据推定相位修正中使用的相位分布Φ (X)、还是仅从其它数据推定，还是从其它数据和自数据这两者推定的变更方法。通过利用输入装置33的操作向AFI处理条件设定部42输入设定信息，可以根据用于相位修正的相位分布或对相位分布产生影响的拍摄条件可变地设定作为AFI用的数据处理条件的各种参数。另外，也可以预先准备与相位分布或拍摄条件对应的多个AFI处理的条件作为候补，从而可以利用输入装置33的操作进行选择。而且，也可以把与各种拍摄条件对应的多个拍摄规程分别择一地与合适的AFI处理条件的参数相关联而保存起来。
在AFI条件数据库46中保存预先通过模拟或凭经验确定的、与多个拍摄条件对应的AFI用的数据处理条件或与拍摄条件对应的AFI用的数据处理条件的候补。然后，AFI 处理条件设定部42构成为，在从拍摄条件设定部40取得拍摄规程的选择信息等的拍摄条件信息时，从作为存储装置的AFI条件数据库46取得与对相位分布有影响的拍摄条件对应的AFI用的数据处理条件或AFI用的数据处理条件的候补。此时，由于如果利用例如输入装置33的操作选择拍摄规程，则使用者无意识地自动设定对应的AFI处理条件的参数，所以有助于提高使用者的便利性。但是，关于取样区域的边界Κ。，也可以像上述那样，通过执行Kc-PREP扫描来确定。作为对相位分布有影响的拍摄条件，可以举出成像序列的种类、ΤΕ、拍摄部位等的条件° 例如，在用 FASE (fast advanced spin echo 或 fast asymmetric spin echo,快速高级自旋回波或快速非对称自旋回波)等的FE(field echo，场回波)系的序列、TE长的 GE(gradient echo，梯度回波)系的序列、EPI (echo planar imaging，回波平面成像)序列、稳态自由进动(SSFP :steady state free precession)序列进行成像时，有时因相位修正的误差而使伪影显著出现。另外，在进行拍摄部位是血管的MRA、DWI时、磁共振成像装置20是强磁场装置时， 要求高精度的相位修正。在MRA中有FS-BB (flow-sensitive black-blood，流动敏感性黑血)法、T0F(time of flight，飞行时间)法等。FS-BB法是在把血液作为低信号区域而描绘成黑色的BB(black blood，黑血)法中，通过作为去相(d印hase)倾斜磁场脉冲施加 MPG(motion probing gradient，移动探测梯度)脉冲，选择性地降低来自关注区域中的血液的信号的方法。因此，在FS-BB法中，血液的相位积极地分散，即被去相化。因此，在这些要求高精度的相位修正的条件下进行成像时，如果相位修正存在误差就会使伪影显著出现。由此，通过设定针对每个拍摄条件具体化了的合适的AFI处理条件，可以提高减少伪影的效果。下面，示出通过模拟确定合适的AFI处理条件的参数的例子。首先，示出确定AFI 处理的种类的例子。图8是通过一维模拟示出由第一 AFI处理生成的实空间数据I(X)的例子的图；图 9是通过一维模拟示出由第二 AFI处理生成的实空间数据I(X)的例子的图；图10是通过一维模拟示出由第三AFI处理生成的实空间数据I(X)的例子的图；图11是通过一维模拟示出对被非对称取样的k空间进行填零生成的实空间数据Itlfill(X)的例子的图；图12是示出在图8 图12的模拟中使用了的部分的原k空间数据S ig(k)的图；图13是示出在图 12所示的部分的原k空间数据S。Hg(k)的制作中使用的全部频率区域中的全部k空间数据 Sfull (k)的图；图14是示出把图13所示的全部k空间数据Sfull(k)变换得到的实空间数据 I(x)和相位分布Φ (χ)的图。在图8 图11中，各横轴表示一维的像素位置X，各纵轴表示像素位置χ处的实空间数据I(X)。另外，在图8 图11中，㈧示出不进行循环处理时即j = 0时的实空间数据Itl(X)，(B)示出进行了 4次循环处理时即j = 4时的实空间数据I4(X)。另外，在图12中，横轴表示k空间的位置k，纵轴表示位置k处的部分的原k空间数据S。Hg(k)。像图12所示的那样，通过图5、图6和图7分别示出的第一、第二和第三AFI 处理，根据K。= 16的部分的原k空间数据S ig(k) (-16彡k彡128)生成了像图8、图9和图10分别所示的那样的实空间数据Itl (χ)、I4(X)。另外，为了比较参考，示出进行图11的填零生成的实空间数据Itlfill(X)。另外，图12所示的部分的原k空间数据S ig(k)是从图13所示的全部频率区域中的全部k空间数据Sfull(k)切出非对称取样区域-16彡k彡128的数据并移动5个相位得到的数据。图14㈧示出把图13所示的全部频率区域中的全部k空间数据Sfull(k)FT得到的实空间数据100，图14(B)示出从图14(A)所示的实空间数据I(X)得到的相位分布 Φ (χ) ο根据图8 图11所示的模拟结果可知，通过第二 AFI处理(即在零差滤波处理之前进行使用了低频区域的相位分布Φ Μ(χ)的相位修正处理)的方法和第三AFI处理(即在零差滤波处理之前进行使用了全部频率区域的相位分布的相位修正处理)的方法，可以减少相位修正错误。 图5、图6和图7所示的减少相位修正错误的循环处理中，循环处理前的相位修正错误越少则收敛越快。因此，从AFI处理的高速化的角度可以看出，第二 AFI处理或第三 AFI处理是合适的。尤其是，在部分的原k空间数据S。Hg(k)的峰值从k空间的中心偏移时等相位误差大时，优选执行在零差滤波处理之前进行相位修正处理的第二 AFI处理或第三 AFI处理。另外，可以看出，不进行循环处理时，使用全部频率区域的相位分布Owh。le(x)的第三AFI处理的相位修正错误最少。因此，在既要缩短数据处理时间又要确保图像质量时，第三AFI处理是合适的。
另外，可以看出，在第三AFI处理中，如果执行循环处理则相位修正错误改善。因此，在重视进一步提高图像质量时，在第三AFI处理中执行循环处理是合适的处理条件。但是，通过进行模拟确认了，虽然用循环处理改善了一次以下的低次的相位修正错误，但即使反复进行4次以上的循环处理也没有显著的改善。另一方面，可以看出，即使在使用低频区域的相位分布Φ Μ(χ)的第二AFI处理中执行循环处理，也几乎没有改善相位修正错误。因此，在得不到全部频率区域的相位分布 O whole(X)时，不执行循环处理从而不会增加数据处理时间的第二 AFI处理是合适的。相反，可以看出，在零差滤波处理之后进行相位修正处理的第一 AFI处理的情况下，虽然如果有一次的峰移动等较大的相位变化则利用相位修正也不能充分地修正，但通过反复进行循环处理相位修正错误得到改善。但是也确认了，在第一 AFI处理的情况下即使反复进行4次以上的循环处理也没有显著的改善。下面，示出通过模拟确定合适的零差滤波的增益的例子。如果假定相位修正后的相位修正错误可以忽视，则与k空间数据的非对称取样区域对应的零差滤波的最大增益Hh_.max的理论值为2 ^ Hhomamax ^ 4。另外，现有技术中，与非对称取样区域对应的零差滤波的最大增益Hh 为固定值2。但是，如果在相位分布的推定错误残存、或者推定错误由于相位修正加强了时，把零差滤波的最大增益Hh_.max设定成2 4的值，有时伪影反而会增加。因此，有时零差滤波的与非对称取样区域对应的最大增益Hh 是比理论值小的值最合适。设定零差滤波的最大增益Htaamax = 1相当于执行填零。因此，如果设定零差滤波的最大增益Htaamax > 1，则至少空间分辨率比填零改善。于是，只要零差滤波的最大增益 Hhomo.fflax设定成例如Hh_.max = 1. 5等的1 < Hh_.max < 2，则有希望相位修正错误不被加强， 而空间分辨率比填零改善。零差滤波的与非对称取样区域对应的最大增益Hh_.max在第一、第二和第三AFI处理中可以分别确定成合适的值。在零差滤波处理之前进行相位修正的第二或第三AFI处理中，如果把相位修正后的实空间数据变换成k空间数据，则信号向非取样部分漏失。即，取样部分中的信号成分成为非取样部分中的信号成分。尤其是在第三AFI处理中，通过使用了全部频率区域的相位分布的相位修正使虚部信号成为近O的值。因此，k空间数据的实部关于k = O几乎对称。因此，非取样部分中的k空间数据的信号强度为1/2左右。因此，在进行第三AFI处理时，如果相位修正错误可以忽视，则为了通过使非取样部分的信号强度为O而改善图像模糊，把零差滤波的最大增益Hh_.max设定为2X2 = 4是妥当的。在第二 AFI处理中也是，由于信号向非取样部分漏失，如果相位修正错误可以忽视，则把零差滤波的最大增益Hh_.max设定为比2大的值是合适的。由以上可知，在进行第一 AFI处理时，即，在零差滤波处理之后进行相位修正处理时，为了避免相位修正错误被加强，优选地，把零差滤波的最大增益Hh_.max设定成1 < Hh_. max彡2或1 < Hh_.max < 2。另外，在进行第二或第三AFI处理时，即，在零差滤波处理之前进行相位修正处理时，如果考虑相位修正错误，则优选地，把零差滤波的最大增益Hh_.max设定成2彡Hhomamax彡4或2 < Hhomo.fflax彡4。这样，可以把零差滤波的最大增益Hh 可变地设定成2以外的值。 下面，说明着眼于相位修正错误的程度确定零差滤波的最大增益Hh_.max的例子。图15是示出与非对称取样区域对应的零差滤波的增益Htaamax = 2的第三AFI处理的模拟结果的图。图16是示出与非对称取样区域对应的零差滤波的增益Hh = 4的第三AFI处理的模拟结果的图。图15㈧示出与非对称取样区域对应的最大增益Hh = 2的零差滤波的k方向上的强度(增益)凡_的分布。如果针对相位修正后的k空间数据适用图15(A)所示的零差滤波，不伴随循环处理地(j = 0)执行第三AFI处理，则生成图15(B)所示的实空间数据Itl(X)。另外，如果适用图15(A)所示的零差滤波，伴随4次循环处理地(j = 4)执行第三AFI处理，则生成图15(C)所示的实空间数据I4(X)。另一方面，图16㈧示出与非对称取样区域对应的最大增益Hh_.max = 4的零差滤波的k方向上的强度(增益)凡_的分布。如果针对相位修正后的k空间数据适用图16(A) 所示的零差滤波，不伴随循环处理地(j = 0)执行第三AFI处理，则生成图16(B)所示的实空间数据Itl U)。另外，如果适用图16(A)所示的零差滤波，伴随4次循环处理地(j = 4) 执行第三AFI处理，则生成图16(C)所示的实空间数据I4(X)。根据图15和图16可以看出，不进行循环处理时，如果把零差滤波的最大增益Hh_. max设定为4，则与把零差滤波的最大增益Hh 设定为2时相比，高频部分的信号强度增力口。另一方面，如果进行循环处理，不管是把零差滤波的最大增益Htaamax设定为2还是设定为4都生成同样的信号强度分布的实空间数据I (χ)。考虑这是因为，在循环处理中把实空间数据变换成k空间数据后，k空间数据的一部分被替换成原数据。即，因为通过循环处理使相位修正后的信号的虚部为0，相位修正错误得以修正，所以与零差滤波的最大增益Hh_.max无关地，生成同等信号强度分布的实空间数据I (χ)。另外，分别计算了改变零差滤波的最大增益Hh_.max和循环处理的次数j而生成的各实空间数据I(X)的针对全部k空间数据Sfull(k)的平均二次方差(RMSE)。其结果为， Hhomo.fflax = 2，j = 0 时，RMSE = 1. 44 ；Hh_.max = 2，j = 4 时，RMSE = 1. 55 ；Hhomo.fflax = 4，j = 0时，RMSE = 1. 98 ；Hh_.max = 4，j = 4时，RMSE = 1. 54。即，在不执行循环处理时，设与非对称取样区域对应的零差滤波的最大增益Hh = 2可以减小RMSE。因此，基于图15和图16所示的模拟，只要满足空间分辨率、相位修正错误的条件， 从减小RMSE的观点看，与非对称取样区域对应的零差滤波的最大增益设成为Htaamax = 2是妥当的。图17是示出在第三AFI处理中改变与非对称取样区域对应的零差滤波的最大增益Hh_.max时RMSE的变化的图；图18是说明确定零差滤波的强度分布形状的参数的图。图17中，横轴表示零差滤波的最大增益Hh_.max，纵轴表示-128彡χ彡128这256 个象素的RMSE的总和。另外，图18中，横轴表示k空间的位置k，纵轴表示零差滤波的强度
U
丄lhomo °使最大增益Htammax以0. 25为刻度从0. 5变化到4. 0，对第三AFI处理(即使用了全部频率区域的相位分布的相位修正后的k空间数据)施加了零差滤波。然后， 在对取样区域的边界K。= 16的部分的原k空间数据S ig (k) (-Kc = -16彡k彡Kfflax = 128)通过第三AFI处理生成的-128 ^ χ ^ 128整个区域中的实空间数据Ix的谱线(profile) 与对应于完全取样数据Sfull (k) (-Kmax-128彡k彡Kmax = 128)的-128 ^ χ ^ 128整个区域中的实空间数据的谱线之间，计算了 RMSE。在图17的例子中，零差滤波的最大增益Htammax = 1. 75时RMSE最小。RMSE最小的零差滤波的最大增益Htaamax的理论值为4。因此，在图17的例子中，RMSE最小的零差滤波的最大增益Hh 比理论值大幅度减小。其理由，考虑是因为在相位的空间分布中高频成分多。由以上可知，在第二和第三AFI处理中，如果着眼于信号向非取样部分漏失，则把零差滤波的最大增益设定成2 ( Hhomo.fflax ( 4是妥当的。另一方面，在相位的空间分布中高频成分多，相位修正错误不能忽视时，有时为了使RMSE最小化把零差滤波的最大增益Hh_.max设定成1 < Htaamax < 2是妥当的。因此，也可以根据相位修正用的相位的频率分布把零差滤波的最大增益Hh_.max的能够取值范围设定为 1 < Hhomtxmax ^ 2 gJc 2 ^ Hhomtxmax < 4。 另外，在图17中，在RMSE的计算中使用的确定零差滤波的强度分布形状Hh_的参数！^ = 16。S卩，像图18所示的那样，确定零差滤波的强度分布形状Hh_的参数除了取样区域的边界Kc以外，还有K1和K20取样区域的边界K。是零差滤波的强度Hh_的上升沿的起始点。另外，在从边界K。 前进k空间上的距离K1大小的位置处成为零差滤波的强度Hh_ —定的最大值Hh_.max。另夕卜，零差滤波的强度Hh_为最大值Hh_.max的1/2时的k空间上的位置与零差滤波的强度 Hhomo为最大值Hh_.max时的k空间上的位置之间的距离用K2表示。另外，K1的值越小，则滤波的强度分布形状越接近矩形。在图17的例子中，基于实空间数据I (χ)的整个谱线的差计算了 RMSE，但也可以只基于相位错误大的区域的谱线的差计算RMSE。与非对称取样区域对应的零差滤波的最大增益Htaamax的最合适值与作为零差滤波的对象的数据有关，严格上讲，除非是被对称取样的k空间数据否则不能计算。于是，除了上述的基于AFI处理的种类、RMSE的方法以外，可以用各种方式确定零差滤波的最大增益H
Uhomo. max °例如，也可以与取样区域的边界K。同样地，使零差滤波的最大增益Hh_.max缓慢地变化，通过AFI处理生成与多个不同的最大增益Htaamax对应的图像数据，把生成的多个图像数据显示到显示装置34上。此时，通过从输入装置33向AFI处理条件设定部42输入与相位分布对应的图像质量更好的图像数据的选择信息，AFI处理条件设定部42可以设定与图像质量良好的图像数据对应的零差滤波的最大增益Hh_.max作为AFI处理条件。图像质量良好的图像数据的选择可以通过使用者的目视进行，也可以通过图像处理自动地进行。或者，也可以用预定的数据收集条件与AFI中用的序列一致的相同种类的序列， 基于以AFI用的MR数据收集条件与预定的条件一致的数据收集条件从同一对象脏器或同一拍摄部位收集的其它MR数据，事先用实验方法确定零差滤波的最大增益Hh_.max。由此，可以确定与对相位分布有影响的拍摄条件对应的合适的零差滤波的最大增益Hh_.max。此时， 对相位分布有影响的TE等的数据收集条件的一致度为所要的比例，这是很重要的。另外， 在以后的对应的AFI中可以把事先确定的零差滤波的最大增益Hh_.max作为恒定值使用。
作为再一种方法，还可以为了简化数据处理，把根据AFI处理的种类取得的零差滤波的最大增益Htaamax的范围的平均值确定为AFI处理条件。例如，在进行第一 AFI处理时，可以把零差滤波的最大增益Hh_.max固定 在1 < Hh_.max ( 2的中间值即1. 5，在进行第二或第三AFI处理时，可以把零差滤波的最大增益Hh_.max固定在2彡Hhomo.fflax彡4的中间值即3。另一方面，还可以通过计算确定合适的零差滤波的最大增益Hh_.max。在此，说明通过使相位修正错误的指标值为最小的优化计算来计算零差滤波的最大增益Hh_.max的例子和通过使用了表示相位修正造成的信号向k空间数据的非取样部漏失的程度的指标值的计算来计算零差滤波的最大增益Hh_.max的例子。相位修正错误的指标值和表示相位修正造成的信号向k空间数据的非取样部漏失的程度的指标值都是与相位修正中使用的相位分布以及对相位分布有影响的拍摄条件对应的值。相位修正错误的指标值例如可以用部分的原k空间数据S。Hg(k)的通过填零生成的实空间数据Itlfill(X)和通过AFI处理生成的实空间数据Iafi(X)的差值来定义。然后，在取得零差滤波的最大增益Htaamax的范围内例如1 < Hh_.max彡2或2彡Hhomamax彡4中，可以通过使相位修正错误的指标值为最小的优化计算来确定零差滤波的最大增益Hh_.max。图19是说明确定零差滤波的最大增益Hh_.max以使得基于通过填零生成的数据的相位修正错误的指标值最小的方法的图。图19中，横轴表示象素位置X，纵轴表示通过AFI处理生成的实空间数据Iafi(X) 和通过填零生成的实空间数据Itlfill(X)在象素位置χ处的差的绝对值IsubOO。像图19所示的那样，对AFI实空间数据Iafi(X)和填零实空间数据Itlfill(X)的差的绝对值Isub(X)设定阈值Ith，可以把超过阈值Ith的绝对值IsubOO的总和作为相位修正错误的指标值ErrorSum。S卩，可以用式(13)所示的算法计算相位修正错误的指标值ErrorSum。
权利要求
1.一种磁共振成像装置，其特征在于包括成像单元，从受检体收集与在k空间中在波数方向上为非对称的取样区域对应的磁共振数据，通过包含相位修正和取得复共轭的滤波处理的数据处理，生成基于上述磁共振数据的图像数据；以及数据处理条件设定单元，根据上述相位修正中使用的相位分布或对上述相位分布有影响的拍摄条件，设定上述数据处理的条件。
2.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述数据处理条件设定单元构成为设定以下条件中的至少一种上述取样区域的边界、上述滤波处理的最大增益、上述滤波处理中使用的滤波的形状、用来减少错误的循环处理的次数、是在上述滤波处理之前进行上述相位修正还是在上述滤波处理之后进行上述相位修正、是在上述相位修正中使用与数据处理范围对应的频率区域的相位分布还是在上述相位修正中使用与上述取样区域中的对称部分对应的频率区域的相位分布、是只根据上述磁共振数据求得上述相位修正中使用的相位分布还是只根据其它磁共振数据求得还是根据上述磁共振数据和上述其它磁共振数据这两者求得；上述循环处理是通过反复进行取得上述相位修正和上述滤波处理后的实空间数据的实部的处理、使上述实部的相位复原以成为相位修正前的相位的处理、把上述相位复原的处理后的实空间数据变换得到的k空间数据的一部分置换成上述磁共振数据的处理、把上述置换后的k空间数据变换成实空间数据进行上述相位修正的处理，而把作为上述取得实部的处理的对象的实空间数据的虚部收敛到O的收敛计算。
3.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述数据处理条件设定单元构成为能够把上述滤波处理的最大增益可变地设定成2 以外的值。
4.如权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于上述数据处理条件设定单元构成为在上述相位修正中使用与数据处理范围对应的频率区域的相位分布，且把上述滤波处理的最大增益设定成2以上且4以下。
5.如权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于上述数据处理条件设定单元构成为在上述相位修正中使用与上述取样区域中的对称部分对应的频率区域的相位分布，且把上述滤波处理的最大增益设定成1以上且2以下。
6.如权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于上述数据处理条件设定单元构成为把上述滤波处理的最大增益设定成1. 5或3。
7.如权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于上述数据处理条件设定单元构成为根据上述相位分布把上述滤波处理的最大增益的能够取值范围设定为1以上且2以下，或2以上且4以下。
8.如权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于上述数据处理条件设定单元构成为通过在上述滤波处理的最大增益的能够取值范围内使表示相位修正错误的程度的指标值最小的优化计算来设定上述滤波处理的最大增益。
9.如权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于上述数据处理条件设定单元构成为根据表示信号向上述磁共振数据的非取样部漏失的程度的指标设定上述滤波处理的最大增益。
10.如权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于上述数据处理条件设定单元构成为基于以预定的条件与上述磁共振数据的收集条件一致的数据收集条件，从同一对象脏器或同一拍摄部位收集的其它磁共振数据，设定上述滤波处理的最大增益。
11.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述数据处理条件设定单元构成为根据上述相位分布把上述滤波处理的增益的特性设定成向着高频区域衰减的特性。
12.如权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于上述成像单元构成为用根据与上述图像数据的生成中使用的上述磁共振数据不同且在比上述磁共振数据更宽的频率区域中收集的其它磁共振数据求得的相位分布，进行上述相位修正。
13.如权利要求12所述的磁共振成像装置，其特征在于上述成像单元构成为用根据通过用来测定静磁场的勻磁用的磁场分布图的预扫描或用来测定多个线圈要素的灵敏度分布的预扫描收集的磁共振数据求得的相位分布，进行上述相位修正。
14.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述数据处理条件设定单元构成为把上述数据处理的条件设定成执行包含收敛计算的循环处理，且在上述滤波处理之前进行上述相位修正，该收敛计算通过反复进行取得上述相位修正和上述滤波处理后的实空间数据的实部的处理、使上述实部的相位复原以成为相位修正前的相位的处理、把上述相位复原处理后的实空间数据变换得到的k空间数据的一部分置换成上述磁共振数据的处理、把上述置换后的k空间数据变换成实空间数据进行上述相位修正的处理，而把作为上述取得实部的处理的对象的实空间数据的虚部收敛到0。
15.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述成像单元构成为对使用了多个线圈要素的多个磁共振数据进行收集而生成与上述多个线圈要素对应的多个图像数据，在包含收敛计算的循环处理之前执行上述多个图像数据的合成处理，该收敛计算通过反复进行取得上述相位修正和上述滤波处理后的实空间数据的实部的处理、使上述实部的相位复原以成为相位修正前的相位的处理、把上述相位复原处理后的实空间数据变换得到的k空间数据的一部分置换成上述磁共振数据的处理、 把上述置换后的k空间数据变换成实空间数据进行上述相位修正的处理，而把作为上述取得实部的处理的对象的实空间数据的虚部收敛到0。
16.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于还包括改变上述取样区域的边界而收集磁共振数据，生成与多个不同的取样区域的边界对应的多个图像数据的预扫描单元；上述数据处理条件设定单元构成为基于根据上述多个图像数据选择图像数据的选择信息，把上述取样区域的边界设定为上述数据处理的条件。
17.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于还包括存储与多个拍摄条件对应的多个数据处理条件的存储单元，上述数据处理条件设定单元构成为从上述存储单元取得与对上述相位分布有影响的拍摄条件对应的数据处理条件。
18.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述成像单元构成为在上述滤波处理和在上述滤波处理后执行的上述相位修正之前，进行k空间中的上述磁共振数据的O次和1次中的至少一种的相位修正。
全文摘要
根据本发明的实施方式的磁共振成像装置包括成像单元和数据处理条件设定单元。成像单元从受检体收集与在k空间中在波数方向上为非对称的取样区域对应的磁共振数据，通过包含相位修正和取得复共轭的滤波处理的数据处理，基于上述磁共振数据生成图像数据。数据处理条件设定单元根据上述相位修正中使用的相位分布或对上述相位分布有影响的拍摄条件，设定上述数据处理的条件。
文档编号A61B5/055GK102415882SQ20111029578
公开日2012年4月18日 申请日期2011年9月28日 优先权日2010年9月28日
发明者木村徳典 申请人:东芝医疗系统株式会社, 株式会社东芝