CN101017196A - 磁共振成像装置及磁共振成像方法 - Google Patents

Abstract

一种MRI装置，包括成像信号获取单元、运动信号获取单元、运动量确定单元、运动校正单元和图像重建单元。成像信号获取单元获取MR信号作为成像信号。运动信号获取单元重复获取PE量小于成像信号的PE量的MR信号作为运动信号。运动量确定单元利用所述运动信号来得到一个运动量。运动校正单元根据所述运动量对成像信号执行校正处理。图像重建单元利用校正处理后的成像信号来重建图像。

Description

磁共振成像装置及磁共振成像方法

技术领域

本发明涉及磁共振成像装置及磁共振成像方法，其在一个静态磁场内形成的成像区上生成梯度磁场，通过发射射频信号使位于所述成像区中的目标集内的原子核自旋发生磁共振，并通过使用由于激励而生成的核磁共振信号重建所述目标的图像，更具体地说，涉及一种磁共振成像装置和一种磁共振成像方法，其中通过校正减少了目标运动对图像的影响。

背景技术

MRI(磁共振成像)装置是这样一种装置：它通过位于用来产生静态磁场的圆柱形静态场磁体内的目标集的一个成像区上的梯度线圈来生成梯度磁场，通过从一个RF线圈发射RF(射频)信号使所述目标内的原子核自旋发生磁共振，并通过使用由于激励而生成的NMR(核磁共振)信号来重建所述目标的图像。

在利用磁共振装置的磁共振方法下的心脏成像近年来已经得到进一步发展。典型的心脏成像应用包括对冠状动脉的血管图像的高分辨率成像。在对冠状动脉的高分辨率成像中，需要尽可能减少呼吸运动对图像的影响。

抑制呼吸运动影响的一种措施是屏息成像，其中在屏住呼吸时执行成像。然而，在屏息成像中，成像只有在屏住呼吸的过程中才能执行，并对分辨率存在限制。另外，在屏住呼吸的稳定程度方面存在担心。

抑制呼吸运动影响的另一种方法依赖于在自由呼吸的条件下采用同步成像的技术。同步成像中使用的同步信号可以由一个设置在目标的腹部周围的扩张收缩传感器或压力传感器获得。但是，这种使用由扩张收缩传感器或压力传感器获得的同步信号的同步成像方法存在精确性不够的问题。

考虑到上述问题，代替使用扩张收缩传感器或压力传感器的同步成像方法的另一种方法在于，建议了一种同步成像方法，其中使用基于来自横膈膜的NMR信号检测到的横膈膜位置作为同步信号(例如Liu等人发表的“Magnetic Resonance In Medicine(医学中的磁共振)”，30，第507-511页，(1993年))，以及一种用于将运动成像区域的位置信息反映到一个控制器上的成像方法，以采集用于成像的NMR信号，从而对受到激励的切片位置进行微调。

图22是解释在常规磁共振成像装置中用于获取NMR信号以检测横膈膜运动的区域的示意图。图23是示出定义了成像条件以获取用于检测运动及用于如图22所示成像的数据的常规脉冲序列的示意图。

在一种用于利用横膈膜位置作为同步信号的同步成像方法中，如图22中的实线框所示，与包括心脏的用于成像的数据采集区不同，在虚线框内示出的圆柱体上的一个包括横膈膜在内的区域被设定为用于检测运动的数据采集区。

然后，根据图23所示的脉冲序列执行成像。在整个脉冲序列中，一个如脂肪抑制脉冲的前置脉冲被多次结合使用，并且在用于成像的序列之前设置一个用于施加前置脉冲的序列。然后，在用于前置脉冲的序列之前设置一个用于运动检测的序列。

此外，为获取对于在采集数据时所需的数据或信息的后续处理所必需的数据，一个用于施加哑元发射(dummy shot)(其也被称为稳定性发射)的序列被设定在用于成像的数据采集开始处。通常，哑元发射的切片方向被设定到一个轴向的横截面上，其目的是为了实现与用于成像的数据采集类似的自旋稳定性。

然后，在用于运动检测的序列的基础上，用于运动检测的、包括横膈膜在内的数据采集区在一种不同于用于成像区的激励方法的特殊条件下被激励。此外，从包括横膈膜在内的采集区获取用于运动检测的数据，并生成一个被称为“导航信号”的信号。接着，由所述导航信号检测出横膈膜的位置，并在成像时确定一种硬件控制方法，以及根据横膈膜位置的改变量得出针对用于成像的数据采集的适应判断。此外，用于对成像数据进行运动校正的与呼吸相关的心脏位移量通过将横膈膜的位移量与一个给定的比率相乘而计算出来。

在这种导航信号方法中，用于运动检测的序列不同于用于成像的序列，所述用于运动检测的序列被用来采集导航信号，以获得同步信号，这种方法被应用于多种技术。

然而，这种用于在一种不同于用于成像的数据采集条件的条件下采集导航信号的导航信号方法具有两个主要的问题。

第一个问题在于成像目标区域(心脏)的与呼吸相关的位移量和由导航信号观察到的区域(横膈膜)的位移量具有相关性，但彼此不完全相同。因此，心脏的位移量是从横膈膜的位移量中估算出来的，这是降低精确性的一个原因。另外，即使在相同的目标中，心脏的与呼吸相关的位移量和横膈膜的位移量之间的比率也会随个人情况而不同，并根据呼吸状态而变化，因此很难得到稳定的图像。

第二个问题在于用于检测来自横膈膜的信号的时序与用于检测成像信号的时序之间有很大的不同。必须连续地执行前置脉冲的施加和要在施加前置脉冲后执行的用于成像的数据采集。因此，基于采集导航信号的序列(导航序列)来采集导航信号的时序必须在时间上与基于成像序列来采集数据的时序分开，这是很不利的。这样，在目标的呼吸周期相对较短的情况下，用于采集导航信号的时序与用于成像数据采集的时序之间的偏差成为降低精确性的一个原因。

另一方面，作用于用于检测横膈膜运动的另一种方法，提出了一种即使在成像数据采集期间也能生成导航信号的方法，其使用了用于成像的脉冲序列(例如Ehman，Felmee所著的“Radiology(放射医学)”，173，第255-263页，(1989年))。

这种用于在成像数据采集期间生成导航信号的技术包括在一个自旋回波序列中生成多个回波信号，并利用如此生成的回波信号中的一个作为导航信号。根据这种技术，在读出方向和相位编码方向上的运动信息可以被观测到。另外，这种技术具有基本上以相同的时序采集导航信号和成像信号的优点，还具有观测与成像目标相同的区域的运动、即心脏运动的优点。

然而，在成像数据采集期间生成导航信号的常规技术存在的一个问题是很难以实际上足够高的精确性来观测运动。发生这种精确性不足的问题是因为导航信号是通过从目标将数据投影到一个特定方向上而得到的数据。也就是说，导航信号是通过将来自实际上没有运动的区域的数据叠加到来自运动区域的数据上、作为特定方向上的投影数据而得到的数据。因此，导航信号受到没有运动的区域的影响。

例如，在胸腹区域内，体表上的脂肪、胸腔壁、背部肌肉及类似部位并没有发生运动。但是，这些没有发生运动的区域比发生运动的区域、如肺部更靠近接收线圈，因而这些未运动区域内的信号强度比来自运动区域的信号强度相对更大。因此，运动检测的精确性很容易受到未运动区域的影响，特别是在要求高精确性的成像的情况下，如高分辨率成像，未运动区域对运动检测精确性的影响将很成问题。

发明内容

本发明已经考虑到常规解决方案而做出，并且本发明的一个目的是提供一种磁共振成像装置和一种磁共振成像方法，其能够通过从作为成像目标的部位、以和用于成像的数据采集近似同步地直接获取足以观测运动量的运动信号，以高度精确的运动校正来获取图像。

此外，本发明的另一个目的是提供一种磁共振成像装置和一种磁共振成像方法，其能够通过减少未发生运动的区域的影响，以高度精确的运动校正来获取图像。

在为实现该目的的一个方面中，本发明提供了一种磁共振成像装置，包括：成像信号获取单元，被配置为从目标获取磁共振信号作为成像信号；运动信号获取单元，被配置为重复获取相位编码量小于成像信号的相位编码量的磁共振信号作为运动信号；运动量确定单元，被配置为利用所述运动信号得到一个运动量；运动校正单元，被配置为根据所述运动量对成像信号执行校正处理；以及图像重建单元，被配置为利用校正处理后的成像信号来重建图像。

在为实现该目的的一个方面中，本发明还提供了一种磁共振成像装置，包括：成像信号获取单元，被配置为从目标获取磁共振信号作为成像信号；运动信号获取单元，被配置为获取相位编码量小于成像信号的相位编码量的一部分成像信号和磁共振信号作为运动信号；运动量确定单元，被配置为利用所述运动信号得到一个运动量；运动校正单元，被配置为根据所述运动量对成像信号执行校正处理；以及图像重建单元，被配置为利用校正处理后的成像信号来重建图像。

在为实现该目的的一个方面中，本发明还提供了一种磁共振成像装置，包括：成像信号获取单元，被配置为从目标获取磁共振信号作为成像信号；运动信号获取单元，被配置为重复获取相位编码量小于成像信号的相位编码量的磁共振信号作为运动信号；运动量确定单元，被配置为利用所述运动信号得到一个运动量；选择单元，被配置为根据所述运动量选择一个特定范围内的成像信号；以及图像重建单元，被配置为利用所述特定范围内的成像信号来重建图像。

在为实现该目的的一个方面中，本发明还提供了一种磁共振成像装置，包括：反映运动的分量获取单元，被配置为从运动信号中获取反映运动的信号分量，其中所述运动量确定单元被配置为从所述反映运动的信号分量中得到所述运动量。

在为实现该目的的一个方面中，本发明还提供了一种磁共振成像方法，包括以下步骤：从目标获取磁共振信号作为成像信号；重复获取相位编码量小于成像信号的相位编码量的磁共振信号作为运动信号；利用所述运动信号得到一个运动量；根据所述运动量对成像信号执行校正处理；并且利用校正处理后的成像信号来重建图像。

在为实现该目的的一个方面中，本发明还提供了一种磁共振成像方法，包括以下步骤：从目标获取磁共振信号作为成像信号；获取相位编码量小于成像信号的相位编码量的一部分成像信号和磁共振信号作为运动信号；利用所述运动信号得到一个运动量；根据所述运动量对成像信号执行校正处理；并且利用校正处理后的成像信号来重建图像。

在为实现该目的的一个方面中，本发明还提供了一种磁共振成像方法，包括以下步骤：从目标获取磁共振信号作为成像信号；重复获取相位编码量小于成像信号的相位编码量的磁共振信号作为运动信号；利用所述运动信号得到一个运动量；根据所述运动量选择一个特定范围内的成像信号；并且利用所述特定范围内的成像信号来重建图像。

如上所述的磁共振成像装置和磁共振成像方法使得可以通过从作为成像目标的部位直接获取足以用来校正运动量的运动信号并近似同步地获取成像数据来得到具有高度精确的运动校正的图像。

此外，可以通过减少未运动的部位产生的影响而得到具有高度精确的运动校正的图像。

附图说明

在附图中：

图1是示出了根据本发明的第一个实施例的磁共振成像装置的框图；

图2是图1所示计算机的功能框图；

图3是示出了通过图2所示成像条件设置单元所设定的成像区域的一个例子的图示；

图4是示出了为了对图3所示的包括心脏在内的成像区域进行成像所生成的脉冲序列的一个例子的图示；

图5是示出了图4所示脉冲序列的一个特定例子的图示；

图6是示出了在图1所示显示单元上显示的成像条件设置屏幕的一个例子的图示；

图7是示出了用于减少由于哑元发射而出现的磁化振荡的影响以及由图2所示的成像条件设置单元对成像数据获取的磁化影响而设置的脉冲序列的一个特定例子的图示；

图8是示出了在图2所示的运动检测信号获取单元中位于k空间内的运动信号的一个例子的图示；

图9是示出了在图2所示的成像信号获取单元中位于k空间内的成像信号的一个例子的图示；

图10是示出了由图2所示的运动信号分量分离单元所分离的运动信号的一个区域的图示；

图11是示出了对应于靠近图10所示心脏的区域的轮廓的一个例子的图示；

图12是用来解释通过图2所示的运动量确定单元来确定一个运动量的方法的图示；

图13是用来解释通过图2所示的运动校正单元来校正成像信号的方法的图示；

图14是示出了利用图1所示磁共振成像装置对目标心脏的血管图像进行成像的方法流程图；

图15是用来解释将运动信号排列在图2所示的运动检测信号获取单元内形成的k空间中的方法的一个修改例子的图示；

图16是用来解释通过图2所示的运动信号分量分离单元来分离运动信号的方法的一个修改例子的流程图；

图17是示出了通过图16所示图像重建处理所形成的区域的一个例子的图示；

图18是图16所示运动部位掩码的概念图；

图19是示出了根据本发明的第二个实施例的磁共振成像装置的框图；

图20是示出了通过图19所示的磁共振成像装置的成像条件设置单元所生成的脉冲序列的一个例子的图示；

图21是示出了通过图20所示的脉冲序列所激励的切片(slab)位置的图示；

图22是用来解释在常规的磁共振成像装置内用于为检测横膈膜运动而获取NMR信号的区域的图示；以及

图23是示出了定义获取用于检测运动和用于图22所示成像的数据的成像条件的常规脉冲序列的图示。

具体实施方式

将参考附图来描述根据本发明的实施例的磁共振成像装置和磁共振成像方法。

图1是示出了根据本发明的第一个实施例的磁共振成像装置的框图。

图1所示的磁共振成像装置20包括用于产生静态磁场的静态场磁体21，设置在圆柱形的静态场磁体21内部的垫片线圈22，梯度线圈单元23和RF线圈24。静态场磁体21、垫片线圈22、梯度线圈单元23和RF线圈24被构建在一个(未示出的)起重架(gantry)内。

磁共振成像装置20还包括控制***25。该控制***25包括静态磁场电源26，梯度电源27，垫片线圈电源28，发射器29，接收器30，序列控制器31和计算机32。控制***25的梯度电源27包括X轴梯度电源27x、Y轴梯度电源27y和Z轴梯度电源27z。计算机32包括输入设备33、显示单元34、操作单元35和存储单元36。

静态场磁体21与静态磁场电源26进行通信。静态磁场电源26将电流提供给静态场磁体21，以得到在一个成像区域内产生静态磁场的功能。静态场磁体21在许多情况下包括一个超导线圈。静态场磁体21在激励时从与静态场磁体21进行通信的静态磁场电源26得到电流。然而，一旦已经完成激励，静态场磁体21通常与静态磁场电源26隔离。静态场磁体21可包括一个永磁体，它使得静态磁场电源26不再是必需的。

静态场磁体21具有在其内部同轴的圆柱形垫片线圈22。垫片线圈22与垫片线圈电源28进行通信。垫片线圈电源28将电流提供给垫片线圈22，从而使静态磁场变得均匀。

梯度线圈单元23包括X轴梯度线圈单元23x、Y轴梯度线圈单元23y和Z轴梯度线圈单元23z。圆柱形的X轴梯度线圈单元23x、Y轴梯度线圈单元23y和Z轴梯度线圈单元23z中的每一个均设置在静态场磁体21内部。梯度线圈单元23在其内部形成的区域内还具有一张床37，这个区域作为成像区域。床37支撑着目标P。RF线圈24可以设置在床37或目标P周围，而不是构建在起重架内。

梯度线圈单元23与梯度电源27进行通信。梯度线圈单元23的X轴梯度线圈单元23x、Y轴梯度线圈单元23y和Z轴梯度线圈单元23z分别与梯度电源27的X轴梯度电源27x、Y轴梯度电源27y和Z轴梯度电源27z进行通信。

X轴梯度电源27x、Y轴梯度电源27y和Z轴梯度电源27z分别将电流提供给X轴梯度线圈单元23x、Y轴梯度线圈单元23y和Z轴梯度线圈单元23z，从而在成像区域内的X、Y、Z方向上产生梯度磁场Gx、Gy和Gz。

RF线圈24与发射器29和接收器30进行通信。RF线圈24的功能是将发射器29给出的RF信号发送到目标P，并接收由于受到RF信号激励的目标P内的原子核自旋所产生的NMR信号，以给到接收器30。

控制***30的序列控制器31与梯度电源27、发射器29和接收器30进行通信。序列控制器31的功能是根据一个所存储的预定顺序来存储序列信息，该序列信息用于描述为了驱动梯度电源27、发射器29和接收器30，并通过驱动梯度电源27、发射器29和接收器30生成X、Y、Z方向上的梯度磁场Gx、Gy和Gz所需的控制信息。上面所述的控制信息包括运动控制信息，如应当作用到梯度电源27上的脉冲电流的强度、作用周期和作用时序。

序列控制器31还被配置为向计算机32给出原始数据。原始数据是通过检测NMR信号并A/D转换为在接收器30中检测到的NMR信号所得到的复数数据。

发射器29的功能是根据从序列控制器31提供的控制信息向RF线圈24给出RF信号。接收器30的功能是生成原始数据，所述原始数据是通过检测来自RF线圈24的NMR信号、执行预定的信号处理、并A/D转换为检测到的NMR信号而数字化的复数数据。

另外，在目标P附近设置了一个ECG(心电图)单元38，用于获取目标P的ECG信号。由ECG单元38检测到的ECG信号被输出到序列控制器31。因此，序列控制器31被配置为将与ECG信号同步的控制信号发送给梯度电源27、发射器29和接收器30。

计算机32通过由操作单元35执行一些存储在计算机32的存储单元36中的程序得到了多种功能。计算机32可包括一些专用电路，而不是使用这些程序中的一些程序。

图2是图1所示的计算机32的功能框图。

如图2所示，计算机32通过编程作为图像条件设置单元40、序列控制器控制单元41、运动检测信号获取单元42、图像信号获取单元43、运动信号分量分离单元44、运动量确定单元45、运动校正单元46和图像重建单元47来工作。因此，这些单元的功能是获取用于检测运动以及用于对目标P进行成像的NMR信号，并根据从用于检测运动的NMR信号中检测到磁共振成像装置20中的运动信息重建具有运动校正的图像。

图像条件设置单元40的功能是将图像信息提供给显示单元34，以显示用于在显示单元34上设置成像条件的成像条件设置屏幕，另外一个功能是根据来自输入单元33的信息生成一个作为成像条件的脉冲序列。为了显示成像条件设置屏幕和信息的输入，可以采用GUI(图形用户界面)技术。另外，成像条件设置单元40被配置为将如此生成的脉冲序列提供给序列控制器控制单元41。

图3是示出了由图2所示成像条件设置单元40所设定的成像区域的一个例子的图示。

如图3所示，一个包括心脏在内的区域被设置为例如用于成像的NMR信号的采集区域(成像区域)，并且可以设置一个用于对心脏的血液图像进行成像的成像条件。另外，一个采集用于检测心脏运动的NMR信号(运动信号)的区域也被设置为包括心脏在内的区域。图3示出了用于成像NMR信号的采集区域和用于运动信号的采集区域被设置为彼此相同的一个例子，也就是说，在该例子中用于成像的NMR信号和运动信号是从同一个激励区被采集的。

应当注意的事，用于成像NMR信号的采集区域可以任意设置，而用于运动信号的采集区域被设置为这样的区域：其中运动信号可以从作为运动检测的直接目标的人体部位和器官被采集。

图4示出了为了对图3所示的包括心脏在内的成像区域进行成像所生成的脉冲序列的一个例子的图示。

如图4所示，由成像条件设置单元40所生成的脉冲序列被构造为提供一个用于施加前置脉冲的序列，如位于用于成像的数据采集脉冲前面的脂肪抑制脉冲。另外，还生成了用于施加哑元发射的序列，以获取对于后续处理为采集成像数据所需的信息和数据必需的数据。用于哑元发射的序列被设置为在时间上靠近用于成像的序列。在图4中，用于哑元发射的序列被设置在用于成像的数据采集的起始点。应当注意的是，所述序列被如此生成，使得要施加哑元发射的区域变为其中运动信号可以从作为运动检测目标的器官直接采集的区域。

哑元发射的切片方向(激励切片的横截面方向)可以被设置为任意的表面，如轴向表面、弧矢表面、冠状表面、及其它倾斜的横截面，如果切片方向被设置到运动量较大的方向上，则可以用少得多的数据量和更高的精确度来检测运动。因此，可以减少对运动信号的数据采集时间。这样，一个读出(RO)方向(频率编码方向)被有利地设置到目标P的身体轴的方向上。

图5示出了图4所示脉冲序列的一个特定例子的图示。

在图5中，RF表示射频(RF)信号。Gss表示用于切片选择、即在切片编码(SE)方向上的梯度磁场脉冲，Gpe表示在相位编码(PE)方向上的梯度磁场脉冲，Gro表示在读出方向上的梯度磁场脉冲，ADC表示一个数字化的接收信号(ACQ)，并且ECG表示ECG信号。应当注意的是，这里的编码方向是指与读出方向成直角的两个轴。

如图5所示，例如通过部分A、部分B和部分C来构建脉冲序列。部分B是用于成像的数据信号的序列，部分A和部分C是用于检测运动信号的序列。然后，在用于采集运动信号的哑元发射中的切片方向和用于成像的数据采集的切片方向均被设置为包括心脏在内的弧矢表面。应当注意的是，部分A和部分C中只有一个能被设置为用于检测运动信号的序列。另外，脉冲序列可以被如此设置，使得部分A和部分C中只有一个或者这两个被重复执行。

也就是说，运动信号可以在采集用于成像的数据信号之前或之后被采集。应当注意的是，如果运动信号在采集用于成像的数据信号之前和之后均被采集，则可以增加用于采集运动信号的时间阶段的数目。然后，通过插值方法、如内插或外插可以得到运动信号数据随时间的变化。其结果是，可以实现运动信号数据的更高的精确度。

部分A、部分B和部分C例如都是基于一种被称为SSFP(稳态***)的成像方法的序列。根据SSFP，RF信号以极短的重复时间(TR)被施加，并且可以执行数据采集。因此可以说，部分A和部分B之间的时间差以及部分B和部分C之间的时间差都是非常小的。也就是说，如果用于成像的数据采集和运动信号的采集都是用TR很小的序列来执行的，则可以认为用于成像的数据采集时序和运动信号的采集时序基本上是同时的。这样，可以认为在用于成像的数据采集期间的运动和在运动信号采集期间的运动基本上是相同的。

部分A、部分B和部分C是用于要重复执行的心电图同步成像的序列，其与ECG单元38所获取的ECG信号同步。部分B作为用于成像的序列通过在连续改变相位编码脉冲PE(B)的同时读出脉冲而采集一个三维成像信号ACQ(B)，换句话说，它是用于片断成像的序列。因此，在一次心跳期间，在一个用于成像的序列中，获得用于成像的部分数据。然后，在多次心跳期间重复执行用于成像的数据采集，这样可以采集到对于成像所需的所有数据。也就是说，通过在多次心跳期间多次执行片断成像来采集用于成像的数据。

另一方面，作为用于检测运动信号的序列的部分A和部分C通过在连续改变相位编码脉冲RE(A)和PE(C)的同时读出脉冲，分别采集运动检测信号ACQ(A)和ACQ(C)。基于检测运动信号的序列(在图5所示的序列例子中是部分A和部分C)进行的运动信号采集是当每次基于成像过程的序列进行片断成像时、即每次心跳时执行的。这样，必需的编码量的所有运动信号是每次由在每次心跳时用于检测运动信号的相应序列被采集的。因此，来自同一区域的运动信号是以间歇的不同时序多次获取的。这样，所采集到的运动信号包含关于呼吸运动的更为精确的信息。因此，可以以不同时序更为精确地从由同一区域得到的运动信号中找到运动量。

另外，在用于检测运动信号的序列中，相位编码量(相位编码的步骤数)被设置为小于用于成像的序列，使得所需的运动信号能够在较短的时间段内被有选择性地采集。应当注意的是，在用于检测运动信号的序列内的相位编码量不为零。此外，该序列被如此设置，使得作为哑元发射的最初采集目标的信息可以在成像条件下被获得。

例如，在哑元发射中，一个序列被设置为施加一个45°的RF脉冲，因此能够以特定的对比性得到一个信号。然后，用于成像的序列被设置为施加一个90°的RF脉冲，因此以根据在哑元发射中采集到的信号的对比性所确定的对比性执行用于成像的数据采集。

另外，在用于检测运动信号的序列中的编码方向并不限于切片编码方向和相位编码方向的二轴方向，所述编码方向也可以是切片编码方向和相位编码方向中之一的单轴方向。

然后，成像条件设置单元40被配置为显示成像条件设置屏幕，用于在显示单元34上设置这样的成像条件，使得用户可以通过输入单元33生成脉冲序列作为成像条件。

图6是示出了在图1所示显示单元34上显示的成像条件设置屏幕的一个例子的图示。

如图6中的成像条件设置屏幕的上部所示，在SSEP序列的哑元发射中，显示了一个用于开启/切断采集运动信号并执行运动校正功能的按钮。当通过操作诸如鼠标的输入单元33来点击这个按钮时，基于在哑元发射中采集到的运动信号的运动校正功能被置于开启状态。

此外，相位编码(PE矩阵)的数目、切片编码(SE矩阵)的数目以及哑元发射中的哑元发射的数目(哑元发射数)可以通过诸如滚动条的滚动这样的操作来任意设置。

另外，在成像条件设置屏幕的下部提供了一个用于指定一个可用于运动校正的运动模式的线性(SI)按钮。当点击这个线性(SI)按钮时，选择了一个校正模式，用于执行基于运动模式的运动校正，在该运动模式下假设用作运动量检测目标的区域由于运动而发生线性变形。然后，可以通过诸如滚动条的滚动这样的操作任意设定一个零阶系数和一个用于代表该线性运动模式的一阶线性表达式。运动模式的细节将在下面描述。

顺便提及，包括在用于检测运动信号的哑元发射内的相位编码脉冲生成一个涡电流。相位编码脉冲在通常情况下以不同的表面和极性被间歇施加多次。因此，存在这样的担心：即由于哑元发射而产生的磁化振荡会对用于成像的数据采集造成影响，在重建的图像中可能会出现重影。

考虑到上述问题，通过设置这样的脉冲序列以减弱由于哑元发射而产生的磁化振荡，并尽可能减小磁化振荡对用于成像的数据采集的影响，能够抑制重影的出现。为此，希望设置这样的序列，使得由于哑元发射而产生的磁化振荡被逐渐减弱。另外，还希望设置这样的序列，使得哑元发射中的最后一个相位编码脉冲和下一个用于成像的第一个相位编码脉冲之间的阶梯(脉冲强度的差别)的数目尽可能小。

图7是示出了用于减少由于哑元发射而出现的磁化振荡的影响以及由图2所示的成像条件设置单元对成像数据获取的磁化影响而设置的脉冲序列的一个特定例子的图示。

如图7所示，描述了这样一种情况：其中用于成像的序列被设置在用于采集运动信号的哑元发射的序列后面。应当注意的事，RF表示RF信号，而Gpe表示相位编码脉冲。

首先，用于检测运动信号的相位编码脉冲的步进方向(施加方向)被设置为与用于成像的相位编码脉冲的步进方向相同。然后，用于哑元发射的序列被设置为使得用于检测运动信号的相位编码脉冲在一段时间内有选择性地改变其极性，并逐渐减弱其脉冲强度。其结果是，由于空脉冲所产生的激化振荡可以被平滑地减弱。

另外，用于成像的序列被设置为使得哑元发射中最后一个相位编码脉冲的极性与用于成像的第一个相位编码脉冲的极性相同，并且尽可能减少相位编码脉冲的阶梯(脉冲强度Gpe之间的差别)的数目。其结果是，由于空脉冲所产生的激化振荡对成像数据采集的影响可以得到抑制。另外，在用于成像的数据采集过程中，为了平滑磁化振荡，该序列最好被设置为使得在随着时间的流逝有选择性地改变极性的同时逐渐增大脉冲强度。

因此，这样的脉冲序列是最优的，即哑元发射中相位编码脉冲的极性与用于成像的相位编码脉冲的极性相反，并且哑元发射中相位编码脉冲的施加位置(数据采集位置)的顺序与用于成像的相位编码脉冲的施加位置的顺序相反。然后，当成像条件设置单元40被配置为设置这样的脉冲序列时，可以减少涡电流和磁化的改变，从而获得具有稳定图像质量的图像。

另外，图像条件设置单元40被配置为将如此生成的脉冲序列提供给序列控制器控制单元41。

序列控制器控制单元41的功能是通过基于来自输入单元33的成像开始指令，将由成像条件设置单元40所获取的脉冲序列提供给序列控制器31，从而执行对序列控制器31的驱动控制，另外的功能是从序列控制器31接收运动信号，从而将运动信号提供给运动信号获取单元42，并从序列控制器31接收用于成像的原始数据，从而将原始数据提供给成像信号获取单元43。

运动信号获取单元42的功能是从序列控制器控制单元41获取运动信号，另一个功能是将如此获得的运动信号排列在提供给运动信号获取单元42的k空间(波数空间或频率空间)中。

成像信号获取单元43的功能是从序列控制器控制单元41获取用于成像的原始数据作为成像信号，另一个功能是将如此获得的成像信号排列在提供给成像信号获取单元43的k空间中。

图8是示出了在图2所示的运动检测信号获取单元42中位于k空间内的运动信号的一个例子的图示。图9是示出了在图2所示的成像信号获取单元43中位于k空间内的成像信号的一个例子的图示。图8和图9中每幅图的水平轴表示k空间内的相位编码方向Kpe，而其垂直轴彪死后切片编码方向Kse。另外，图8中的方块标记表示运动信号Dm，而图9中的圆圈标记表示成像信号Di。如图8所示，在哑元发射中，还施加编码脉冲以采集运动信号Dm。

如上所述，运动信号Dm在每次心跳时被采集，并作为要更新的数据。图8示出了通过将编码脉冲施加到相位编码方向和切片编码方向的两个轴向方向所得到的运动信号Dm的一个例子。如上所述，运动信号Dm可以通过在一个轴方向上施加编码脉冲来采集。在使用图5所示的脉冲序列的情况下，在部分A和部分C采集运动信号Dm。

并且，在使用图5所示的脉冲序列的情况下，图9所示的成像信号Di在部分B被采集。由于成像信号Di是通过片断成像被采集的，成像信号Di通过一次心跳中的一个序列被部分获得。然后，通过多次心跳期间执行的多个序列进行的多次数据采集实现了所有成像信号Di的采集。

另外，如上所述，为了使用于运动信号Dm的编码量更为精确，阶梯的数目被设置得小于用于成像信号Di的阶梯数目。另一方面，用于运动信号Dm的阶梯数目Sm可以设置为与用于成像信号Di的阶梯数目Si相同或不同。应当注意的是，为了以高精确度检测较大器官的运动，k空间的中央附近的运动信号Dm被优先采集。

应当注意的是，当运动信号Dm和成像信号Di被如此采集从而抑制磁化振荡及其影响时，由k空间上的哑元发射最后采集的运动信号Dm的位置被设置为靠近k空间的中央，并且用于在k空间上成像的紧接着的第一个成像信号Di的位置被设置为尽可能地靠近由哑元发射最后采集的运动信号Dm在k空间内的位置。另外，运动信号Dm的采集方向和成像信号Di的采集方向被设置为彼此相反。

运动信号分量分离单元44的功能是从运动信号获取单元42读取运动信号，并使得整体上反映一个运动的信号分量和未反映出运动的信号分量彼此分离，另一个功能是将通过分离所得到的反映出运动的信号分量(反映运动的分量)提供给运动量确定单元45。运动信号分量分离单元44被配置为通过已知的用于分离运动信号的重建方法(傅立叶变换)来执行对运动信号的重建，并获得特定空间位置上(编码方向上)的轮廓数据。

图10是示出了由图2所示的运动信号分量分离单元44所分离的运动信号的一个区域的图示。

如图10所示，例如当包括心脏在内的弧矢表面被作为激励切片时采集运动信号，左右方向被设置为相位编码(PE)方向，上下方向被设置为切片编码(SE)方向，而目标P的垂直于纸面的身体轴方向被设置为读出方向。也就是说，如上所述，为了减少数据采集时间，运动量相对较大的身体轴方向被设置读出方向。因此，激励切片可以是冠状表面。

如果当4×4的编码脉冲被加入到PE方向和SE方向上时采集运动信号并重建所采集的运动信号，则在身体轴方向上可以获得被划分成4×4个区域的轮廓。然后，可以从轮廓中仅选择一个表示心脏附近的区域(阴影区域)内的呼吸运动的轮廓作为反映运动的分量。

选择表示运动的轮廓的方法的一个例子是选择一个重建图像数据失真量相当大的部位的轮廓。在这种情况下，所有的轮廓彼此进行比较，并且可以将信号强度的变化超过一个预先设定的阈值的轮廓设置为反映运动的分量。应当注意的是，可以通过以下方法很容易地选择表示运动的轮廓：在该方法中预先指定一个根据经验可能具有呼吸运动的区域，并且所指定的区域中只有一个轮廓被设置为反映运动的分量。

图11是示出了对应于靠近图10所示心脏的区域的轮廓的一个例子的图示。

在图11中，水平轴表示读出方向(身体轴方向)上的一个位置，并且水平轴代表运动信号的信号强度。然后，图11中的实线是被选为反映运动的分量的一个轮廓。每次进行上述片断成像时预先执行运动信号的采集，因此在每次进行片断成像过程时还获得了图11所示的反映运动的分量。然后，由于片断成像是心电图同步成像，反映运动的分量可以被认为是间歇获得的关于呼吸运动的信息。

然后，由运动信号分量分离单元44所提取得反映运动的分量被提供给运动量确定单元45。

运动量确定单元45的功能是根据从运动信号分量分离单元44所接收到的反映运动的分量来确定运动量，另一个功能是将所确定的运动量提供给运动校正单元46。

图12是用来解释通过图2所示的运动量确定单元45来确定一个运动量的方法的图示。

如图12的上部所示，预先执行用于创建反映运动的分量的基准轮廓的数据采集，在用于创建基准轮廓的数据采集中，与图12(a)所示的ECG信号同步，根据图12(b)所示的具有部分A、部分B和部分C作为单位部分的脉冲序列，用作基准的运动信号与用于成像的数据采集一起被采集。然后，运动信号分量分离单元44将图12(c)所示的反映运动的分量的一个轮廓设置为所采集的运动信号中的基准轮廓。

然后，在成像时，与图12(a)所示的ECG信号同步，根据图12(b)所示的具有部分A、部分B和部分C作为单位部分的脉冲序列，多次采集运动信号和用于成像的数据。然后，图12(c)中所示的第n个所采集的反映运动的分量的轮廓#N和第(N+1)个所采集的反映运动的分量的轮廓#N+1通过运动信号分量分离单元44被连续获得。

反映运动的分量的基准轮廓、轮廓#N和轮廓#N+1从运动信号分量分离单元44被提供给运动量确定单元45。其结果是，运动量确定单元45获得了图12(d)所示的基准轮廓的差值与轮廓#N+1的差值之间的互相关谱。然后，运动量确定单元45检测每个互相关谱的峰值位置，并确定相应峰值位置处的位置偏移的相应量Δd(N)和Δd(N+1)，作为第N次数据采集和第N+1次数据采集时的运动量。

当由运动量确定单元45分别确定的运动量Δd(N)和Δd(N+1)被标示在图12(e)所示的表示呼吸等级的数据(虚线)上时，所示的量类似于圆圈标记。然后，采用这样的配置，即通过这种方式确定的运动量从运动量确定单元45被提供给运动校正单元46。

运动校正单元46的功能是从运动量确定单元45获取运动量，以及从成像信号获取单元43获取成像信号，以根据运动量校正成像数据，另一个功能是将校正后的成像信号提供给图像重建单元47。

图13是用来解释通过图2所示的运动校正单元46来校正成像信号的方法的图示。

首先，将描述以下情况：其中对目标区域在读出方向上的平行运动进行校正。如图13(a)所示，当与心电图同步地使用ECG信号时，执行通过如图13(b)所示的具有部分A、部分B和部分C的脉冲序列来进行的数据采集。在部分B中，如图13(c)所示，通过片断成像来采集成像信号，并将其影射到成像信号获取单元43中形成的k空间。例如通过在部分B中的一次片断成像，如图13(c)所示，由虚线所环绕的成像信号被采集，以设置在k空间内的预定位置处。

然后，通过在读出方向和相位编码方向上的特定片断成像所采集的成像信号的分布是如图13(d)所示的分布。

另一方面，如果由与成像信号基本上同时采集的运动信号所计算出的运动量是Δd，则运动校正单元46创建一个如图13(e)的实线所示的相移函数。在图13(e)中，垂直轴表示一个相位，而水平轴表示读出方向上的一个位置Kro。也就是说，运动校正单元46创建了一个具有一阶分布的相移函数，其中在读出方向上的相位与运动量Δd成正比。

然后，运动校正单元46将读出方向上的成像信号与相移函数相乘。应当注意的是，当运动信号是用于基准轮廓的运动信号时，可以假设运动量Δd为0。当k空间上的位置(Kro，Kpe，Kse)中的成像信号为S(Kro，Kpe，Kse)时，这种计算可以表示为表达式(1)所示的变换。

S(Kro，Kpe，Kse)？S(Kro，Kpe，Kse)·exp(-？d·Kro)   ...(1)

通过这种方式，对于读出方向上的平行运动，可以对成像信号进行运动校正。此外，对于并非平行运动而是线性扩展或收缩，也可以对成像信号进行校正。

当使用一阶系数α和零阶系数β将沿着读出方向的扩展和收缩的一个特定点z的线性运动描述为表达式(2-1)时，在k空间上成像信号S的运动通过表达式(2-2)来表示。

Z？(1+α)z+β                                        ...(2-1)

S(Kro，Kpe，Kse)？S((1+α)Kro，Kpe，Kse)·exp(-βKro)...(2-2)

由表达式(2-2)可以理解，当存在线性扩展和收缩时，读出方向上的采样位置与不存在由于扩展和收缩而发生的运动时相比，移动了一个给定的比率α。因此，通过从移动给定比率α的成像信号S((1+α)Kro，Kpe，Kse)中获取最初采样位置(Kro，Kpe，Kse)处的成像信号S(Kro，Kpe，Kse)，执行对扩展和收缩的校正。最初采样位置(Kro，Kpe，Kse)处的成像信号S(Kro，Kpe，Kse)可以通过插值方法来找到，其中利用了移动给定比率α的成像信号S((1+α)Kro，Kpe，Kse)。

然后，表达式(2-1)中α和β的值可以由一阶线性变形运动模式来确定，其中α和β的值根据运动量Δd而变化。该运动模式的系数可以通过实际测量(实际成像)来确定。在图6所示的成像条件设置屏幕中，通过操作线性(SI)按钮，所确定的α和β的值可以任意设置为表示线性变形的一阶表达式的一阶系数和零阶系数，从而根据沿着扩展和收缩的线性变形的运动模式对运动校正做出指示。

然后，不仅对扩展和收缩的校正，而且根据β的值对平行运动的校正，可以通过表达式(1)中所示的相位计算来执行。通过这种方式，由于运动对扩展和收缩以及对平行运动的校正可以针对成像信号来实现。然后，校正后的成像信号从运动校正单元46被提供给图像重建单元47。

图像重建单元47的功能是通过对从运动校正单元46接收到的校正后的成像数据执行诸如二维或三维傅立叶变换处理的图像重建处理，来创建目标P的图像数据，它是实际的空间数据，另一个功能是对要提供给显示单元34的所创建的图像数据执行必要的图像处理。图像处理的例子包括MIP(最大强度投影)处理。

接下来将描述磁共振成像装置20的操作和行为。

图14是示出了利用图1所示磁共振成像装置对目标P的心脏的血管图像进行成像的方法流程图。图14中包括S和一个数字的符号表示流程图中的每个步骤。

在步骤S1中，从作为包括在成像切片中的运动量的检测目标的区域获取运动信号。另外，在与步骤S1几乎同时执行的步骤S2中，从包括用于成像的目标区域的成像切片获取用于成像的NMR信号(成像信号)。这种成像信号的获取过程以时间上极为接近获取运动信号的时序被执行。

为此，当成像条件设置单元40预先将屏幕信息提供给显示单元34时，图6所示的成像条件设置屏幕被显示在显示单元34上。当用户通过操作输入单元33实现运动校正功能并设置多种校正条件时，成像条件设置单元40根据设定的成像条件设置一个如图3所示的激励切片，并生成如图4、图5或图7所示的脉冲序列。然后，成像条件设置单元40将如此生成的脉冲序列提供给序列控制器控制单元41。

序列控制器控制单元41根据来自输入单元33的成像开始指令将从成像条件设置单元40所获取的脉冲序列提供给序列控制器31。其结果是，序列控制器31根据该脉冲序列将控制脉冲分别提供给梯度电源27、发射器29和接收器30。因此，电流从梯度电源27的X轴梯度电源27x、Y轴梯度电源27y和Z轴梯度电源27z被分别提供给X轴梯度线圈23x、Y轴梯度线圈23y和Z轴梯度线圈23z，从而在成像区域内形成X轴方向上的梯度磁场Gx、Y轴方向上的梯度磁场Gy和Z轴方向上的梯度磁场Gz。另外，RF信号从发射器29被提供给RF线圈24，RF线圈24将RF信号发送到目标P。

然后，由目标P内部的原子核自旋的核磁共振所产生的NMR信号由RF线圈24所接收，以提供给接收器30。接收器30通过诸如对NMR信号的检测和A/D转换这样的预定信号处理生成原始数据，并将如此生成的原始数据提供给序列控制器31。

在这里，用于采集运动信号的序列在用于成像的数据采集之前被设置在脉冲序列中，因此用于成像信号的原始数据和运动信号都被提供给序列控制器31。序列控制器31将所采集的成像信号和运动信号提供给序列控制器控制单元41。

然后，运动信号获取单元42从序列控制器控制单元41获取运动信号，并将所获取的运动信号设置在运动信号获取单元42内所形成的k空间中。另外，成像信号获取单元43从序列控制器控制单元41获取图像信号，并将所获取的成像信号设置在成像信号获取单元43内所形成的k空间中。

应当注意的是，成像信号和运动信号的采集是在心电图同步下根据由ECG单元38所获取的ECG信号和脉冲序列来执行的。

接下来，在步骤S3中，运动信号分量分离单元44从运动信号获取单元42读取运动信号，并将运动信号划分成总体上反映运动的信号分量和未反映运动的信号分量。为此，运动信号分量分离单元44执行运动信号的图像重建处理，并得到所划分的数目取决于图10所示编码量的多个区域中编码方向上的轮廓数据。然后，运动信号分量分离单元44例如将所有区域中的轮廓数据相互进行比较，并将变化最大的轮廓划分为反映运动的分量。如图11所示由运动信号分量分离单元44获取的反映运动的分量被提供给运动量确定单元45。

接下来，在步骤S4中，运动量确定单元45根据从运动信号分量分离单元44所接收到的反映运动的分量来确定运动量。更具体地说，通过图12所示的过程，确定了一个基准轮廓，并确定基准轮廓的差值与对应于运动量计算目标的时序处的轮廓差值之间的互相关谱。然后，计算出互相关谱的峰值处的位移量作为运动量。运动量确定单元45然后将如此确定的运动量提供给运动校正单元46。

接下来，在步骤S5中，运动校正单元46从运动量确定单元45获得运动量，还从成像信号获取单元43得到成像信号，用于根据运动量来校正成像信号。例如，通过图13所示的过程，运动校正单元46将具有其中读出方向上的相位与运动量Δd成正比的一阶分布的相移函数和读出方向上的成像信号相乘。也就是说，利用表达式(1)所示的变换，运动校正单元46针对成像信号执行平行运动上的运动校正。

并且，例如在图6所示的成像条件设置屏幕中，当点击线性(SI)按钮并指示对扩展和收缩进行校正时，利用表示线性运动模式的一阶表达式的零阶系数β和一阶系数α，除了对平行运动进行校正外还对扩展和收缩进行校正。针对成像信号对扩展和收缩的校正可以通过插值处理、同时使用基于表达式(2-2)的一阶系数α来执行。

然后，运动校正单元46将运动校正后的成像信号提供给图像重建单元47。

接下来，在步骤S6中，图像重建单元47对从运动校正单元46接收到的校正后的成像信号执行诸如二维或三维傅立叶变换处理的图像重建处理，以创建目标P的图像数据，它是实际的空间数据。另外，图像重建单元47对如此创建的图像数据执行诸如MIP处理的图像处理，以提供给显示单元34。其结果是，通过利用在哑元发射中获取的运动信号执行运动校正所得到的目标P的图像被显示在显示单元34上。

根据具有上述结构的磁共振成像装置20，在被设置为时间上靠近成像序列的哑元发射中获取运动信号，因此可以认为用于运动信号的检测时序与用于成像的数据采集的时序近似于相互同时。另外，根据磁共振成像装置20，可以通过激励包括诸如心脏的器官在内的切片直接获取运动信号，这些器官是运动信号的采集目标。

另外，根据磁共振成像装置20，不是采集用于成像的数据，而是在每次心跳时采集足以用于运动量测量所需范围的运动信号，这样可以以不同的时序从同一区域采集运动信号。因此，在磁共振成像装置20中，通过使用来自同一区域的运动信号可以以较高的精确度检测运动量，并且利用检测到的运动量对成像数据执行校正。然后，利用磁共振成像装置20可以得到饱和图像，其中边界不清晰的现象或重影得到抑制。

此外，在磁共振成像装置20中，可以以不同的时序对多个区域中的每个区域采集运动信号，这样，反映运动的信号分量有选择性地从检测到的运动信号中提取出来，并可以用于运动校正。其结果是，来自无运动区域的影响被抑制，从而可以得到已经以较高的精确度进行了运动校正的图像。另外，还可以抑制与运动校正相关的处理量增长。

此外，当利用哑元发射中两个轴方向上的编码采集运动信号时，可以获取空间运动信号，并且当运动较大的方向被设置为读出方向时，可以以较少的数据采集量得到高精确度的运动信息。

接下来将描述由运动信号获取单元42所获取的运动信号的一个改变的例子。

图15是用来解释将运动信号排列在图2所示的运动检测信号获取单元42内形成的k空间中的方法的一个修改例子的图示。

如图15所示，由运动检测信号获取单元42所获取的运动信号的一部分可以由成像信号来代替。换句话说，运动检测信号获取单元42获取图像信号的一部分，如此获取的成像信号部分可以用作运动信号。

图15中的方块标记表示哑元发射中得到的运动信号，而圆圈标记表示取代运动信号所使用的图像信号。来自靠近k空间中央的部分的运动信号具有小的空间频率，并且是来自大结构的运动信号，因此在许多情况下需要高精确度。考虑到上述情况，通过哑元发射获取靠近k空间中央的运动数据，而成像信号被用于其余部分。

在每次心跳时(在相邻R波之间)施加哑元发射，这样运动信号在每次心跳时被更新。另一方面，被替换的成像信号通过片断成像来采集，因此成像信号随着片断成像的进行而逐渐被获得。这样，被替换的成像信号总是有固定的值，而运动信号的一部分并不被更新。然而，在成像信号被用于远离k空间的区域处的运动信号的情况下，只有来自小结构的运动信号不被更新。这样，当要求检测来自大结构的运动信号时，可以认为即使来自小结构的运动信号不被更新，这种状况的影响在某些情况下可以被忽略。

另一方面，具有不存在运动信号数据的区域的情况等同于对k空间数据执行掩码处理的情况。因此，如果在运动信号数据的数量很小的状态下重建图像，则存在这样的危险：即来自包括在其他邻近像素中的目标的信息可能会作为人工影响造成干扰。考虑到上述问题，当成像信号被用于运动信号时，与不存在运动信号数据的情况相比，人工影响的产生得到抑制，并且能够以高精确度得到运动量。

通过这种方式，当运动信号获取单元42被配置为从序列控制器控制单元41获取成像信号，从而用成像信号来代替一部分运动信号时，采集运动信号所需的时间周期实际上可以被减少，并可以提高采集运动信号的时间效率。因此，在片断成像中脉冲序列设计的灵活性可以得到提高。

应当注意的是，当需要检测来自小结构的运动信号时，来自远离k空间中央部分的运动信号根据结构的大小通过哑元发射来采集，并且成像信号可以替换其他部分的运动信号。也就是说，当通过哑元发射采集仅来自k空间的一个特定部分的运动信号时，在每次心跳时更新运动信号，可以有选择性地采集来自具有用于短时间周期的期望大小的收缩部分运动信号，以得到运动量。

以上述方式用成像信号来替代一部分运动信号的运动校正功能可以被选为校正模式。例如，一个用于开启/切断与成像信号的替代相关的运动校正功能的按钮被显示在显示单元34上所显示的成像条件设置屏幕上，从而用户可以任意切换校正模式。

接下来将描述通过运动信号分量分离单元44分离运动信号的方法的一个修改例子。

图16是用来解释通过图2所示的运动信号分量分离单元44来分离运动信号的方法的一个修改例子的流程图。图16中包括S和一个数字的符号表示流程图的每个步骤。图17是示出了通过图16所示图像重建处理所形成的区域的一个例子的图示。图18是图16所示运动部位掩码的概念图。

如上所述，在图16的步骤S10中，运动信号分量分离单元44从运动信号获取单元42获取设置在k空间中的运动信号，以执行对运动信号的图像重建处理。其结果是，如图17所示，可以在数目取决于在PE方向和SE方向上划分的编码量的多个区域中得到读出方向上的轮廓数据。

接下来，在步骤S11中，运动信号分量分离单元44创建一个运动部分掩码，其权重是根据基于每个区域的轮廓数据的运动大小。也就是说，如图16所示，在PE方向和SE方向中的一个方向或两个方向上具有不同权重的运动部分掩码由运动信号分量分离单元44来创建。图16示出了仅在PE方向上具有不同权重的运动部分掩码的一个例子，但也可以在SE方向上设置不同的权重。

运动部分掩码的权重在具有大运动的区域(在这个例子中是心脏)的像素内设置得较大，另一方面，在具有小运动或没有信号的区域(在这个例子中是胸腔壁或类似部位)的像素内权重被设置得较小。每个像素中的运动大小可以通过参照每个轮廓数据来获得。

接下来，在步骤S12中，运动信号分量分离单元44在通过对运动信号进行图像重建处理而得到的图像重建数据上施加运动部分掩码，以针对PE方向和SE方向上的运动信号的重建数据执行加权处理。

接下来，在步骤S13中，运动信号分量分离单元44对仅在PE方向和SE方向上进行加权处理后的重建数据执行反向重建处理。

接下来，在步骤S14中，运动信号分量分离单元44将仅在PE方向和SE方向上转换成k空间数据的数据在PE方向和SE方向上相加。

其结果是，可以在图11所示的读出方向上得到反映运动的分量的轮廓数据。这等同于反映运动的信号分量被分离的情况。通过这种方式，当通过与编码方向上的加权相关的信号相加处理而获得反映运动的信号分量时，对反映运动的分量的测量的SN比率可以设置为较大，并可以提高检测运动量的精确度。

应当注意的是，用于运动信号的分离方法也可以由用户选为校正模式。

图19是示出了根据本发明的第二个实施例的磁共振成像装置的框图。

在图19所示的磁共振成像装置20A中，成像条件设置单元40的功能和包含轮廓生成单元50而不是运动信号分量分离单元44的位置与图1所示的磁共振成像装置20的情况不同。磁共振成像装置20A的其他结构和操作与图1所示磁共振成像装置20的情况基本上并无不同。因此，仅示出了计算机20的一个功能框图，用相同的附图标记来表示与磁共振成像装置20相同的部件，而省略了其解释。

磁共振成像装置20A的成像条件设置单元40提供了设置脉冲序列的功能，能够在时序上充分靠近用于成像的数据采集所施加的哑元发射中采集包含反映运动的分量作为主要分量的运动信号。

图20是示出了通过图19所示的磁共振成像装置20A的成像条件设置单元40所生成的脉冲序列的一个例子的图示。

如图20所示，成像条件设置单元40例如创建部分C，它是跟在作为用于成像的序列的部分B后面的用于哑元发射的序列。部分B是用于片断成像的序列，用于在极短的重复时间TR内施加RF信号，同时连续改变用于采集三维成像信号ACQ(B)的相位编码脉冲PE(B)。在部分B中，切片方向被设置为包括心脏在内的弧矢表面方向。

然后，部分C是采集具有反映运动的分量作为主要分量的运动信号的序列。为此，部分C的切片编码方向被设置为与部分B的切片编码方向不同的方向，并且在部分C中，切片方向被设置为包括心脏在内的冠状表面方向。此外，部分C是用于在切片梯度磁场脉冲Pc之前和之后施加扰流脉冲的序列。然后，采集具有通过如此构造的部分C反映运动的分量作为主要分量的运动信号ACQ(B)。

图21是示出了通过图20所示的脉冲序列所激励的切片位置的图示。

如图21所示，由实线表示的切片B由图20所示脉冲序列的部分B中的切片梯度磁场脉冲Gss所激励。随后，由虚线表示的切片C由部分C的切片梯度磁场脉冲Pc所激励。然后，在部分C中，运动信号ACQ(C)从虚线和实线所围绕的矩形区域被采集，所述矩形区域由来自部分B和部分C的切片梯度磁场脉冲Gss和Pc所激励。

然后，通过控制部分C的切片梯度磁场脉冲Pc并调节被激励的切片C的位置，可以使具有如心脏的运动的区域有选择性地被包括在没有任何运动的矩形区域中。通过这种方式，当部分C的切片梯度磁场脉冲Pc被如此控制，使得具有运动的区域被包括在矩形区域中时，可以采集具有反映运动的分量作为主要分量的运动信号ACQ(C)。对于切片C的部分，具有由经验数据获得位置的方法、根据在每个位置处预先采集的运动信息估计位置的方法及类似方法。

另一方面，轮廓生成单元50的功能是基于由成像条件设置单元40所设定的脉冲序列，从运动信号获取单元42获取通过数据采集所得到的运动信号，另一个功能是通过对如此获取的运动信号执行图像重建处理，来获取读出方向上的轮廓数据。此外，轮廓生成单元50被配置为将如此得到的轮廓数据提供给运动量确定单元45，作为反映运动的分量。

然后，在磁共振成像装置20A中，图20所示的脉冲序列由成像条件设置单元40被创建，使得包括具有如心脏的运动的区域的切片通过用于采集运动信号的序列被激励。然后，在采集成像信号之后采集的运动信号被提供给轮廓生成单元50。被提供给轮廓生成单元50的运动信号具有反映运动的分量作为主要分量。考虑到上述情况，轮廓生成单元50对运动信号执行图像重建处理，以得到读出方向上的轮廓数据。然后，轮廓生成单元50将如此得到的轮廓数据提供给运动量确定单元45作为反映运动的分量。此外，像图1所示的磁共振成像装置20的情况一样，对成像信号执行运动校正，从而可以得到运动校正后的图像。

在每个实施例中磁共振成像装置20和20A的一部分组件和功能可以被省略，相反，磁共振成像装置20和20A的功能也可以相互组合。例如可以采用这样的构造，其中图1所示的磁共振成像装置20的运动信号分量分离单元44可以被省略，而所有运动信号的轮廓可以被用作反映运动的分量，以执行运动校正。另外，也可以采用这样的构造，其中为图19所示的磁共振成像装置20A提供了运动信号分量分离单元44，另外反映运动的分量从运动信号中被分离出来，所述每个运动信号分别具有反映运动的分量作为主要分量。

此外，在上述磁共振成像装置20和20A中，已经描述了基于运动量来执行对成像信号的校正处理的例子，但磁共振成像装置20和20A也可以被配置为不执行校正处理，从而选择特定范围内的成像信号用于图像重建。在这种情况下，例如为计算机32提供了一个图像信号选择单元，而不是运动校正单元46。

图像信号选择单元根据在运动量确定单元45中所确定的运动量，选择由成像信号获取单元43如此获取的成像信号中的一个特定范围内的成像信号。作为选择成像信号的方法的一个例子，一种方法包括根据运动量创建一个筛选窗口，并通过使用该筛选窗口从成像信号中选择特定范围内的成像信号。例如，筛选窗口被创建为选择运动量不超过一个阈值的范围内的成像信号。利用如此创建的筛选窗口，可以从成像信号中去除表示较大运动的成像信号，用于图像重建。

然后，图像重建单元47利用由图像信号选择单元所选择的成像信号来重建一幅图像。通过这种方式，通过拣选出成像信号，可以得到运动影响很小且更为接近基准图像的图像。

Claims (18)

1.一种磁共振成像装置，包括：

成像信号获取单元，被配置为从目标获取磁共振信号作为成像信号；

运动信号获取单元，被配置为重复获取相位编码量小于成像信号的相位编码量的磁共振信号作为运动信号；

运动量确定单元，被配置为利用所述运动信号得到一个运动量；

运动校正单元，被配置为根据所述运动量对成像信号执行校正处理；以及

图像重建单元，被配置为利用校正处理后的成像信号来重建图像。

2.一种磁共振成像装置，包括：

成像信号获取单元，被配置为从目标获取磁共振信号作为成像信号；

运动信号获取单元，被配置为获取相位编码量小于成像信号的相位编码量的一部分成像信号和磁共振信号作为运动信号；

运动量确定单元，被配置为利用所述运动信号得到一个运动量；

运动校正单元，被配置为根据所述运动量对成像信号执行校正处理；以及

图像重建单元，被配置为利用校正处理后的成像信号来重建图像。

3.一种磁共振成像装置，包括：

成像信号获取单元，被配置为从目标获取磁共振信号作为成像信号；

运动信号获取单元，被配置为重复获取相位编码量小于成像信号的相位编码量的磁共振信号作为运动信号；

运动量确定单元，被配置为利用所述运动信号得到一个运动量；

选择单元，被配置为根据所述运动量选择一个特定范围内的成像信号；以及

图像重建单元，被配置为利用所述特定范围内的成像信号来重建图像。

4.如权利要求1所述的磁共振成像装置，

还包括反映运动的分量获取单元，被配置为从运动信号中获取反映运动的信号分量，

其中所述运动量确定单元被配置为从所述反映运动的信号分量中得到所述运动量。

5.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中所述运动量确定单元被配置为利用以相互不同的时序从同一部分获取的运动信号得到所述运动量。

6.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中所述运动信号获取单元被配置为利用两个轴方向上的编码来获取所述运动信号。

7.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中所述运动信号获取单元被配置为从与用于获取成像信号的成像切片相同的切片获取运动信号。

8.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中所述运动信号获取单元被配置为通过指定目标的身体轴方向作为读出方向来获取运动信号。

9.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中所述运动信号获取单元被配置为在获取成像信号之前和之后获取运动信号。

10.如权利要求1所述的磁共振成像装置，

还包括成像条件设置单元，被配置为设置用于获取运动信号的成像条件，该成像条件包括相位编码量。

11.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中所述运动信号获取单元被配置为设置一个用于获取运动信号的序列，以逐渐减少用于获取运动信号的编码脉冲的阶梯数，并且

所述成像信号获取单元被配置为设置一个用于获取成像信号的序列，以逐渐增加用于获取成像信号的编码脉冲的阶梯数。

12.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其中所述运动信号获取单元被配置为设置一个用于获取运动信号的切片，从而将一个用作运动量检测目标的部位包括在一个由该切片和一个用于获取成像信号的成像切片所形成的矩形区域内，以利用跟在用于获取成像信号的序列后面的用于获取运动信号的序列从所述矩形区域中获取运动信号，该切片被设置在与成像切片不同的方向上。

13.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，所述运动校正单元被配置为利用线形扩展或收缩校正来执行校正处理。

14.如权利要求4所述的磁共振成像装置，其中所述反映运动的分量获取单元被配置为通过重建运动信号在多个区域上生成重建的数据，从而在所述区域中的至少一个区域上得到重建数据的轮廓，作为反映运动的信号分量，其表示呼吸运动。

15.如权利要求4所述的磁共振成像装置，其中所述反映运动的分量获取单元被配置为通过重建运动信号在多个区域上生成重建的数据，从而得到重建数据的轮廓，所述重建数据是通过分别对所述区域上的重建数据进行加权、并随后将一个编码方向上的处理数据相加作为反映运动的信号分量而得到的，所述处理数据经过编码方向上的反向重建处理。

16.一种磁共振成像方法，包括以下步骤：

从目标获取磁共振信号作为成像信号；

重复获取相位编码量小于成像信号的相位编码量的磁共振信号作为运动信号；

利用所述运动信号得到一个运动量；

根据所述运动量对成像信号执行校正处理；并且

利用校正处理后的成像信号来重建图像。

17.一种磁共振成像方法，包括以下步骤：

从目标获取磁共振信号作为成像信号；

获取相位编码量小于成像信号的相位编码量的一部分成像信号和磁共振信号作为运动信号；

利用所述运动信号得到一个运动量；

根据所述运动量对成像信号执行校正处理；并且

利用校正处理后的成像信号来重建图像。

18.一种磁共振成像方法，包括以下步骤：

从目标获取磁共振信号作为成像信号；

重复获取相位编码量小于成像信号的相位编码量的磁共振信号作为运动信号；

利用所述运动信号得到一个运动量；

根据所述运动量选择一个特定范围内的成像信号；并且

利用所述特定范围内的成像信号来重建图像。

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