专利名称：磁共振成像装置、图像数据修正装置和图像数据修正方法 现在，作为医疗现场中重要的医用方法之一，正在使用磁共振成像。将实施该磁共振成像的系统称为磁共振成像装置，它基本上是根据一连串的时序执行以下的动作，即向被检体施加高频磁场，使得被检体内的磁化自旋产生磁共振现象，收集由此产生的回波信号，并对该回波信号进行处理(包含重构处理)，得到被检体的MR图像。将该一连串的动作称为扫描。在该磁共振成像中，在其扫描中被检体运动(包含因鼓动或呼吸造成的体动)是不理想的，这样的运动成为运动伪像，使重构的MR图像的画质恶化。因此，运动伪像的抑制成为磁共振成像中的重要的技术课题。作为使用多拍摄型的脉冲时序进行磁共振成像时的抑制运动伪像的方法之一，已知使用被称为导航器(navigator)的倾斜磁场脉冲的方法。是以下的方法使用施加该导航器而收集的回波信号(称为导航器回波(navigator echo)信号或简称为导航回波(naviecho))来监视被检体的运动，根据该监视信息修正收集数据(参照非专利文献1～8)。监视运动的数据的形式最初如非专利文献1、2所示那样，是1维的投影图形(profile)。与此相对，最近如非专利文献4、5、7所示那样，也提出了在扫描中2维地监视运动并进行修正的方式。但是，以前报告了的方法以头部等的线性运动，即作为刚体的平行运动和旋转运动作为对象。对于运动中有空间分布，即非线性运动，只报告了如扩散成像那样将积蓄在像素块(boxel)内的运动作为对象(参照非专利文献7)，能够用头部的时序图像在空间频率上对运动成分进行分离的应用(参照专利文献9)，而并没有报告将腹部的呼吸性运动(motion)等，腹部的各位置在空间上不均匀移动(shift)的非线性运动作为对象。说明该未报告的技术上的理由。在磁共振成像中，在一定强度和一定时间的倾斜磁场下，在与该倾斜磁场平行的方向上刚体进行线性的位置位移的情况下，该位置位移与r(real)空间(r-space正确地说只有一侧的轴是r空间，另一侧的轴是k空间，因此也被称为混合空间(h-space))中的平均相位的位移量成正比。因此，在每个位置的非线性位移，即每个位置的位移量不同的情况下，即使求出平均相位，也无法知道运动的空间分布。另一方面，如果能够与变动的频度对应地测量伴随运动的位置位移的空间分布，则能够进行非线性运动的修正。为了进行运动测量，除了成像用脉冲时序外，还需要在每次拍摄新添加导航器脉冲。但是，在该方法的情况下，为了求出运动的二维分布，对收集的导航回波施加时间上的制约。另一方面，作为某轴方向的投影数据的1维来测量运动则比较容易，因此有很多报告。但是，适用该方法只限于作为刚体的线性运动，难以对应非线性的运动。详细说明作为1维的投影数据测量导航回波的情况。在该情况下，通常除了成像用的回波以外，还将每次拍摄的相位编码量设置为0，一边在成像的读出(readout)方向上施加倾斜磁场脉冲，一边取得收集到导航回波时的读出方向的导航回波，即向相位编码方向的投影数据进行修正。在该情况下，对于读出方向的导航回波，在被看成为进行了与成像用回波的收集时一样的运动的定时下，能够针对读出方向的各位置取得沿着相位编码方向积分了的投影数据。因此，能够与读出方向的各投影数据的各线(line)对应地修正成像用回波。因此，能够某种程度地对应读出方向上的非线性运动(参照非专利文献1)。但是，在成像时的读出方向的导航回波收集的情况下，不可能对相位编码方向上的运动进行非线性修正，因此使用相位编码方向的导航回波。但是，在该情况下，与读出方向的导航回波不同，在与导航回波相同的运动的状态下取得了的成像用的回波数据只是通过与导航回波一样的拍摄取得的线。因此，在成像用的回波的相位编码方向上，混合了在每次拍摄都不同的运动的状态下取得的数据。因此，即使原样地在相位编码方向上进行傅立叶变换而变换为r空间(也称为混合空间(h-space))，也无法对应傅立叶变换后的导航回波的线。因此，根据相位编码方向的导航回波，难以进行相位编码方向的非线性运动修正。但是，如果在成像用回波的k空间中在与导航回波对应的拍摄以外的位置上设置为0，合成每次拍摄时修正了变换为混合空间(h-space)的数据的数据，则能够进行修正。
这样，原理上，可以测量基于空间上不平均的运动的位置位移和相位的分布，在r空间中对每个像素块进行修正，但需要与本来的图像化方法(脉冲时序)不同的运动的测量方法(脉冲时序或外部的监视器)，在时间上和技术上难以进行测量以外，还需要对一个图像实施拍摄次数的测量和修正，拍摄次数越增加，则计算量越大，是不现实的。在使用了作为投影的1维分布的情况下，如果是成像的读出方向的运动，则即使是非线性的，由于在r空间中对每个投影线测量位置位移，相反进行位移，所以是可能的，但计算变多。如果将成像的相位编码方向的非线性运动作为对象，则计算量进一步增多。如果将成像的相位编码方向的非线性运动作为对象，则计算量进一步增多。在该情况下，在k空间中的修正中，不需要进行补插，但在实空间中的修正中，对于小于等于1个像素左右的位移的修正则需要进行补插。
以多拍摄的旋转弯曲(spin warp)法为例详细说明该状况。在多拍摄的旋转弯曲法的情况下，每次拍摄都在k空间中取得分割为相位编码方向的线数量的归纳后的数据。因此，在k空间中混合了每次拍摄都受到不同的运动的影响的数据。在空间位置的非线性修正中，即使在r空间中每次拍摄n测量每个位置y的非线性位移的分布ΔY(y，n)，循环作成修正后的图像，在图像空间中也会产生折叠，不同的运动的部分重合而无法区别，因此原理上无法进行修正。另外，在测量自身也有非线性运动的情况下，对每个像素块统一确定同一部分的移动前后的位置关系是极其困难的。特别在通常的旋转弯曲法的情况下，每次拍摄都一线一线地进行收集，在对每线变换为k空间数据后测量每个位置y的位移量，然后对每个y进行位置的修正，因此测量和修正的计算量都很大。
另一方面，在k空间中如果是空间的0次和1次的相位分布，则容易进行测量和修正，r空间中的位置位移为k空间中的相位位移。因此，进行k空间的同一点上的相位项的积的计算就可以，也能够进行r空间中的子像素以下的修正，所以从处理的角度看，理想的是k空间中的计算。但是，在k空间中只限于线性运动的测量和修正，难以进行空间的非线性运动的测量和修正。
非专利文献1Ehman RL，Felmlee JP.Radiology.Adaptivetechnique for high-definition MR imaging of moving structures.Radiology 1989 Oct；173(1)255-63.
非专利文献2Ordidge RJ，Helpern JA，Qing ZX，Knight RA，Nagesh V.Correction of motional artifacts in diffusion-weighted MRimages using navigator echoes.Magn Reson Imaging.1994；12(3)455-60.
非专利文献3Wang Y，Rossman PJ，Grimm RC，Riederer SJ，Ehman RL.Navigator-echo-based real-time respiratory gating andtriggering for reduction of respiration effects in three-dimensionalcoronary MR angiography.Radiology.1996 Jan；198(1)55-60.
非专利文献4Pipe JG.Motion correction with PROPELLERMRIapplication to head motion and free-breathing cardiac imaging.Magn Reason Med.1999 Nov；42(5)963-9.
非专利文献5Pipe JG，Farthing VG，Forbes KP.Multishotdiffusion-weighted FSE using PROPELLER MRI.Magn Reson Med2002Mar；47(3)621.
非专利文献6McGee KP，Grimm RC，Felmlee JP，Rydberg JR，Riederer SJ，Ehman RL.The shoulderadaptive motion correction.Radiology.1997 Nov；205(2)541-5.
非专利文献7Miller KL，Pauly JM.Nonlinear phasecorrection for navigated diffusion imaging.Magn Reason Med.2003Aug；50(2)343-53.
非专利文献8Manke D，Nehrke K，Bornert P.Novelprospective respiratory motion correction approach for free-breathing coronary MR angiography using a patient-adapted affinemotion model.Magn Reson Med.2003 Jul；50(1)122-31.
非专利文献9Langenberger KW，Moser E.Nonlinear motionartifact reduction in event-triggerd gradient-echo FMRI.Magn ResonImaging.1997；15(2)163-7.


本发明就是鉴于上述的现有技术的状况而提出的，其目的在于提供一种在磁共振成像中，特别在根据使用多拍摄型的脉冲时序而收集、填充了的k空间的数据得到图像的情况下，能够比较简单并且高速地修正因摄像部位的非线性运动造成空间上不平均地恶化而收集到的回波数据得到MR图像的磁共振成像装置、图像数据修正装置和图像数据修正方法。
本发明的图像数据修正装置为了达到上述目的，具备取得表示被检体的摄像部位的实空间中的运动大小的空间分布的运动信息的运动信息取得部件；根据上述运动信息，在通过磁共振成像的扫描收集到的上述被检体的摄像部位的图像数据的第一区域中进行与第二区域不同的修正的修正部件；合成由上述修正部件修正了的上述第一区域和上述第二区域的各图像数据的合成部件。
另外，本发明的图像数据修正装置为了达到上述目的，具备根据表示被检体的摄像部位的实空间中的运动大小的空间分布的运动信息，在通过磁共振成像的扫描收集到的上述摄像部位的图像数据的第一区域中进行与第二区域不同的修正的修正部件；合成由上述修正部件修正了的上述第一区域和上述第二区域的各图像数据的合成部件。
另外，本发明的图像数据修正装置为了达到上述目的，具备将被检体的摄像部位的第一区域和第二区域中的第一空间上的数据变换为第三区域和第四区域中的第二空间上的数据的第一数据变换部件；对上述第三区域中的上述第二空间上的数据，实施与上述第四区域不同的修正的修正部件；合成修正后的上述第三区域中的上述第二空间上的数据和上述第四区域中的上述第二空间上的数据的合成部件；将合成后的上述第二空间上的数据变换为上述第一空间上的数据的第二变换部件。
另外，本发明的图像数据修正装置为了达到上述目的，具备将被检体的摄像部位的多个区域的第一空间上的数据中的至少一个区域的数据变换为第二空间上的数据的第一数据变换部件；对上述第二空间上的数据进行修正的修正部件；将上述修正后的上述第二空间上的数据变换为上述第一空间上的数据的第二数据变换部件。
另外，本发明的图像数据修正方法为了达到上述目的，包括取得表示被检体的摄像部位的实空间中的运动大小的空间分布的运动信息的步骤；根据上述运动信息，在通过磁共振成像的扫描收集到的上述被检体的摄像部位的图像数据的第一区域中进行与第二区域不同的修正的步骤；合成修正了的上述第一区域和上述第二区域的各图像数据的步骤。
另外，本发明的图像数据修正方法为了达到上述目的，包括根据表示被检体的摄像部位的实空间中的运动大小的空间分布的运动信息，在通过磁共振成像的扫描而收集到的上述摄像部位的图像数据的第一区域中进行与第二区域不同的修正的步骤；合成修正了的上述第一区域和上述第二区域的各图像数据的步骤。
另外，本发明的图像数据修正方法为了达到上述目的，包括将被检体的摄像部位的第一区域和第二区域中的第一空间上的数据变换为第三区域和第四区域中的第二空间上的数据的步骤；对上述第三区域中的上述第二空间上的数据，实施与上述第四区域不同的修正的步骤；合成修正后的上述第三区域中的上述第二空间上的数据和上述第四区域中的上述第二空间上的数据的步骤；将合成后的上述第二空间上的数据变换为上述第一空间上的数据的步骤。
另外，本发明的图像数据修正方法为了达到上述目的，包括将被检体的摄像部位的多个区域的第一空间上的数据中的至少一个区域的数据变换为第二空间上的数据的步骤；对上述第二空间上的数据进行修正的步骤；将上述修正后的上述第二空间上的数据变换为上述第一空间上的数据的步骤。
另外，本发明的磁共振成像装置为了达到上述目的，具备取得表示被检体的摄像部位的实空间中的运动大小的空间分布的运动信息的运动信息取得部件；通过磁共振成像的扫描而收集上述被检体的摄像部位的图像数据的图像数据收集部件；根据上述运动信息，在收集到的上述图像数据的第一区域中进行与第二区域不同的修正的修正部件；合成由上述修正部件修正了的上述第一区域和上述第二区域的各图像数据的合成部件。
另外，本发明的磁共振成像装置为了达到上述目的，具备通过磁共振成像的扫描收集被检体的摄像部位的图像数据的图像数据收集部件；根据表示上述摄像部位的实空间中的运动大小的空间分布的运动信息，在收集到的上述图像数据的第一区域中进行与第二区域不同的修正的修正部件；合成由上述修正部件修正了的上述第一区域和上述第二区域的各图像数据的合成部件。
另外，本发明的磁共振成像装置为了达到上述目的，具备通过磁共振成像的扫描而收集被检体的摄像部位的第一空间上的数据的数据收集部件；将第一区域和第二区域中的上述第一空间上的数据变换为第三区域和第四区域中的第二空间上的数据的第一数据变换部件；对上述第三区域中的上述第二空间上的数据，实施与上述第四区域不同的修正的修正部件；合成修正后的上述第三区域中的上述第二空间上的数据和上述第四区域中的上述第二空间上的数据的合成部件；将合成后的上述第二空间上的数据变换为上述第一空间上的数据的第二变换部件。
另外，本发明的磁共振成像装置为了达到上述目的，具备通过磁共振成像的扫描而收集被检体的摄像部位的第一空间上的数据的数据收集部件；将多个区域的上述第一空间上的数据中的至少一个区域的数据变换为第二空间上的数据的第一数据变换部件；对上述第二空间上的数据进行修正的修正部件；将上述修正后的上述第二空间上的数据变换为上述第一空间上的数据的第二数据变换部件。
根据这样的本发明的磁共振成像装置、图像数据修正装置和图像数据修正方法，在磁共振成像中，特别在从使用多拍摄型的脉冲时序收集、填充了的k空间的数据得到图像的情况下，能够将因摄像部位的非线性运动造成空间上不平均地恶化而收集到的回波数据修正为与运动的程度对应地进行线性修正后的数据的和(合成)，能够比较简单并且高速地得到修正后的MR图像。


图1是表示本发明的磁共振成像装置的一个实施例的与结构有关的框图。
图2是说明被检体的腹部的断面及其各部位的运动的图。
图3是表示使用了能够在本发明的实施例中使用的导航器的脉冲时序的一部分的图。
图4是表示使用了能够在本发明的实施例中使用的导航器的其他脉冲时序的一部分的图。
图5是说明实施例1的数据收集、非线性修正和重构的步骤的概要的图。
图6是表示将k空间的区域的数据进行3分割时作成的窗口函数W的例子的图。
图7是说明实施例2的数据收集、非线性修正和重构的步骤的概要的图。
图8是说明实施例2的变形例子的线圈配置的图。
图9是表示在本发明的实施例3的磁共振成像装置中作为接收RF线圈使用的单(single)线圈和多线圈、其灵敏度曲线以及被检体的非刚性运动的大小的图。
图10是表示通过将使用具有与图9所示那样的1维的运动分布一样的灵敏度分布的2个表面线圈收集到的各k空间数据分别分割为2个区域，而等价地进行3分割的情况下的窗口函数的图。
图11是说明本发明的各实施例的修正处理的原理的图。
图12是表示本发明的各实施例所共通的处理步骤的概要流程图。
图13是表示根据本发明三维地修正非刚体的运动的情况下的步骤的流程图。
图14是表示在被检体中，在有非刚体的三维运动的情况下从y方向看到的运动方向的例子的图。
图15是表示图14所示的被检体的非刚体的从x方向看到的运动方向的图。
图16是表示在与相位编码方向垂直的方向上有具有1维分布的非刚体的运动的情况下，根据本发明使用单线圈利用软件(insoftware)地分割k空间数据进行修正而得到的断层图像的图。
图17是表示在PE方向上有具有1维分布的非刚体的运动的情况下，根据本发明使用单线圈利用软件地分割k空间数据进行修正而得到的断层图像的图。
图18是表示在PE方向上有具有1维分布的非刚体的运动的情况下，根据本发明使用单线圈包含空气部分地利用软件地分割k空间数据进行修正而得到的断层图像的图。
图19是表示在PE方向上有具有1维分布的非刚体的运动的情况下，根据本发明使用具有2个元件线圈的多线圈对k空间数据先利用硬件地(in hardware)进行2分割后再使用窗口函数利用软件地进行分割，并对由此等价地3分割了的k空间数据进行线性修正而得到的断层图像的图。

以下，参照

本发明的实施例。
(实施例1)以下，参照附图1～5，说明本发明的磁共振成像装置的一个实施例。
图1表示本实施例的磁共振成像(MRIMagnetic ResonaceImaging)装置的概要结构。
该磁共振成像装置具备装载被检体P的卧台部件；产生静磁场的静磁场产生部件；用于向静磁场附加位置信息的倾斜磁场产生部件；发送接收高频信号的发送接收部件；进行系统全体的控制和图像重构的控制计算部件。
静磁场产生部件例如具备超导方式的磁体1、向该磁体1提供电流的静磁场电源2，使得在自由插入被检体P的圆筒状的开口部分(诊断用空间)的轴方向(Z轴方向)上产生静磁场H0。另外，在该磁体部分中设置有同步线圈(未图示)。卧台部件能够可退避地将装载被检体P的顶板T插入到磁体1的开口部分中。
倾斜磁场产生部件具备安装在磁体1中的倾斜磁场线圈单元3。该倾斜磁场线圈单元3具备用于产生相互垂直的X轴方向、Y轴方向和Z轴方向的倾斜磁场的3组(种类)的x、y、z线圈3x～3z。倾斜磁场部件还具备向x、y、z线圈3x～3z供给电流的倾斜磁场电源4。该倾斜磁场电源4在后述的时序产生器5的控制下，向x、y、z线圈3x～3z供给用于产生倾斜磁场的脉冲电流。
通过控制从倾斜磁场电源4向x、y、z线圈3x～3z提供的脉冲电流，能够合成作为物理轴的3轴(X轴、Y轴、Z轴)方向的倾斜磁场，任意地设置、变更由相互垂直的切片(slice)方向倾斜磁场GS、相位编码方向倾斜磁场GE、读出方向(频率编码方向)倾斜磁场GR构成的逻辑轴方向。切片方向、相位编码方向、读出方向的各倾斜磁场与静磁场H0重叠。
发送接收部件具备在磁体1内的摄影空间中设置在被检体P的近旁的发送RF(高频)线圈7T和接收RF线圈7R、与该RF线圈7T、7R分别连接的发送器8T和接收器8R。
接收RF线圈7R是有一个线圈元件的单线圈或有多个线圈元件的多线圈，都形成为表面线圈。沿着作为被检体P(被检者)的摄影部位的腹部等的体表面配置接收RF线圈。另外，发送RF线圈例如形成为全身用线圈。
该发送器8T和接收器8R在后述的时序产生器5的控制下动作。通过该动作，发送器8T向发送RF线圈7T供给用于激励核磁共振(NMRnuclear magnetic resonance)的拉莫尔频率的RF(radio frequency)电流脉冲。接收器8R取得接收RF线圈7R接收到的磁共振(MRmagnetic resonance)信号(高频信号)，对其实施前置放大、中间频率变换、相位检波、低频放大、滤波等各种信号处理后，进行A/D变换生成MR信号的数字数据(原始数据)。
进而，控制计算部件具备时序产生器(也称为时序控制器)5、主计算机6、计算单元10、存储单元11、显示器12、输入器13。其中，主计算机6具有以下功能根据存储了的软件步骤(未图示)，向时序产生器5指示脉冲时序信息，同时统一控制装置全体的动作。
作为用于扫描的脉冲时序，使用基于高速SE(spin echo)法、高速FE(field echo)法、EPI(echo planar imaging)法、FASE(fast asymmetric(advanced)spin echo)法、GRASE(gradientand spin echo)法等的二维或三维的多拍摄类型的脉冲列。作为在k空间中执行修正，为了根据r空间的信息分割数据，也可以用任意的方法对k空间进行采样。因此，具体地说，这样的脉冲列可以是基于旋转弯曲(spin warp)法、螺旋(spiral)法、射线(radial)法的任意一个的脉冲列。由此，通过后述的修正，在伪像局限在产生源附近的情况下，发挥特别大的修正效果。另外，在无法无视所产生的回波间的运动的磁共振成像的情况下，即使是单拍摄类型的扫描，也能够适用本发明的修正。
时序产生器5构成为具备CPU(中央处理单元)和存储器，存储从主计算机6发送来的脉冲时序信息，依照该信息控制倾斜磁场电源4、发送器8T、接收器8R的动作，同时暂时输入接收器8R输出的磁共振信号的数字数据，将其转送到计算单元10。在此，脉冲序列信息是指依照一连串的脉冲时序使倾斜磁场电源4、发送器8T和接收器8R动作所必需的全部信息，例如包含与向x、y、z线圈3x～3z施加的脉冲电流的强度、施加时间、施加定时等有关的信息。
另外，计算单元10通过时序产生器5输入接收器8R输出的数字数据(也称为原始数据或元数据)，将该数字数据配置在其内部存储器的k空间(也称为傅立叶空间或频率空间)中，对每一组该数据进行二维或三维的傅立叶变换，重构为实空间的图像数据。
另外，计算单元10能够依照规定的算法执行本发明的修正处理。该修正处理是作为后处理对在现时刻重构或已经取得的图像数据的因被检体的体动造成的空间上不均匀(非线性)的恶化进行修正的处理。在对被检体P的例如腹部进行摄像的情况下，腹部因呼吸性的运动(体动)，其各采样位置在空间上非线性地运动。由此，取得的图像数据在空间上不均匀地恶化。这是作为本申请发明的核心的事项，将在后面详细说明。
进而，计算单元10根据需要，也能够执行与图像有关的数据的合成处理和差分计算处理。该合成处理包含将每个像素相加的处理、最大值投影(MIPMaximum Intensity Projection)处理等。
存储单元11不只是重构了的图像数据，还能够保存实施了上述合成处理和差分处理的图像数据。显示器12例如用于显示重构图像。另外，经由输入器13，能够向主计算机6输入技术人员希望的参数信息、扫描条件、脉冲时序、与图像合成和差分计算有关的信息等。
在此，说明对上述图像数据实施的作为后处理的修正处理。
(非线性运动的性质)以上已经说明了作为被检体的身体的空间运动有线性运动和非线性运动。其中，“空间上的非线性运动”表示其运动的振幅和相位有空间分布。对于周期性而言，因呼吸性或心跳等造成的运动很多是有周期性的，但无意的突发性的运动(involuntary motion)是非周期的。
在对腹部脏器进行图像化的情况下，腹部的摄像区域的各采样位置较强地受到呼吸性的运动(体动)的影响。该呼吸性的运动在空间上为非线性(不均匀)的。因此，本实施例在诊断腹部脏器等时，收集混合了因这样的呼吸性的非线性运动造成的空间上不均匀分布的运动成分的回波信号，对该回波信号的空间上不均匀恶化了的信号成分进行修正。
另外，运动也可以分类为只伴随平行移动和旋转的刚体变形、伴随着包含了放大缩小和剪切的线性变形和非线性变形的非刚体变形。根据本发明，更正确地说，可以有效地对混合了因非刚体变形的运动造成的空间上不均匀分布的运动成分的回波信号进行修正。因此，还可以将由于非刚体变形中的线性变形而恶化了的数据作为对象进行修正，但以下将对非线性变形的修正作为对象进行说明。
为了进行该修正，假设与身体运动有关的模型(参照图2)。该模型作为最好地表示空间上非线性运动的断面图像，将腹部的轴向(axial)断面图像作为对象，但也可以不是轴向断面图像。
在腹部的轴向断面图像的情况下，如图2所示那样，可以假设为在背部侧可以无视呼吸性的运动的振幅，但其反面的腹壁侧(前侧)最大，其间的振幅从背部侧向腹壁侧逐渐增加。现在，如果设二维对象物的运动的振幅在x方向上一样，在y方向上从背部侧向腹壁侧与其距离y成正比地变大，则如果考虑腹部的轴向断面形状几乎是椭圆的，以及对比度(contrast)几乎是前后左右对称的，则可以认为在某定时取得的图像全体的平均位移量反映了被摄体中心部分的运动。这时，可以认为y方向上的运动的振幅在背部侧端部为0，在腹部侧端部为最大并且显示出中心部分的2倍的变化。
因此，在本实施例中，采用以下的方法使用在r空间(r-space)中测量或预测的非线性运动的信息，即该运动的大小(等级order)，分割k空间(k-space)，在该多个分割k空间中进行相互不同的0次的相位修正，加权地将该修正后的数据相互相加。
(非线性运动的检测及其修正)接着，说明上述非线性运动的检测及其修正的具体方法。图3～5表示该方法的概要。
现在，假设摄像部位是被检体的腹部，在该腹部的周围配置作为RF接收线圈7R由单线圈构成的表面线圈(参照图5(a))。
如上所述，腹部的各位置伴随着呼吸而在空间上非线性地运动，因此，在对腹部进行诊断的情况下，需要根据运动的大小在空间上进行分割处理。另一方面，根据处理的简便程度，希望在k空间中实施相位修正，因此希望依赖于空间运动的大小而对填充在k空间中的数据进行分割。
在填充在k空间中的数据中，与运动的分布有关的位置信息已经均等地分散，因此难以使用k空间的空间信息自身进行分割。
因此，采用使用运动的空间分布信息分割r空间的数据的方法。在此，将腹部的轴向断面作为对象，作为分布的指标，采用以下的方法监视0次相位的监视和运动的空间依赖性(a)使用“腹侧比背侧大”的知识(推测)，或(b)实际将被检体的前后方向(从背部侧向腹壁侧的方向)作为相位编码方向，使该方向的腹部运动与导航器用的倾斜磁场脉冲应答的导航器回波(以下称为导航回波)等。
另外，r空间中的平均(0次)相位的位移在k空间中为1次的相位位移。另外，r空间中的位置的位移在k空间中为1次的相位位移。
因此，在相位误差为exp(iΦ0)的情况下，为了修正其相位，可以对r空间和k空间都一样地计算各像素数据与exp(-iΦ0)的积。另外，如果r空间中的位移距离在y方向上是ΔY，则可以在k空间中计算exp[-2πKyΔY]的积。
在采用上述(a)项记载的只监视运动的平均振幅，在相位编码方向上线性地外装修正运动的振幅变化的方法的情况下，可以使用施加了用导航回波使得在相位编码方向上产生一定值的相位位移的倾斜磁场的脉冲时序。图3表示该脉冲时序的例子。
另外，在收集上述(b)项记载的相位编码方向的投影数据的情况下，在收集导航回波之前，可以向相位编码方向和读出方向双方施加相同的倾斜磁场。图4表示其例子。
另外，在图3、4中，作为脉冲时序表示了基于适用了旋转弯曲法的高速SE法的脉冲列，但因图的关系，只图示了与一次拍摄对应的一个回波。
使用这样的图3或图4所示的脉冲时序收集回波信号，将其回波数据配置在二维k空间上(参照图5(b))。通过计算单元10，将该回波数据重构为二维傅立叶变换(2DFTtwo-dimensionalFourier transform)后的实空间的图像数据(参照图5(c))。
在此，表示了在与腹部的空间运动对应地分割k空间的数据分布时，最简单地将k空间在其相位编码方向上进行2分割的例子。在该情况下，将实空间的图像在与相位编码方向相当的y轴方向上乘以窗口(详细地说乘以窗口函数)，在运动的程度在腹壁侧(腹部的前侧)和背部侧(腹部的后侧)分别为支配性的2个区域中在数据上进行分割(参照图5(c)、(d))。通过二维的逆傅立叶变换(2DIFTtwo-dimensional inverse Fourier transform)，将在该数据上分割了的2个实空间分别变换为2个二维k空间(参照图5(e)、(f))。
另一方面，通过执行上述脉冲时序，在每次拍摄n收集导航回波Snavi(Ky，n)(参照图5(g))，因此根据该导航回波Snavi(Ky，n)测量作为腹部的运动信息的相位误差ΔΦ0(Ky，n)(参照图5(h))。
该测量具体地说是在每次拍摄n执行以下的公式。
Φ0(Ky，n)＝2πY(n)KyΦ0(Ky，nbase)＝2πY(nbase)KyΔΦ0(Ky，n)＝Φ0(Ky，n)-Φ0(Ky，nbase)其中，Y(n)是拍摄n中的运动的位移量。
接着，只对具有腹壁侧的数据的k空间数据进行相位修正(参照图5(i))，不对具有背部侧的数据的k空间的数据进行相位修正。该相位修正通过在每次拍摄n将各拍摄的数据乘以以下的公式(2)来进行。
exp[-iΔΦ0(Ky，n)]分别对该2个k空间进行二维傅立叶变换(2DFT)恢复为各自的实空间数据，将像素值相互相加，得到最终的实空间数据(参照图5(j)、(k))。
在此，对上述回波数据(包含导航回波的数据)的收集和修正处理进行公式化来说明。在本实施例中，通过计算单元10执行该处理，但也可以由主计算机6进行该处理的一部分。
在此，[公式3]Simg(x，y)成像的对象的回波数据，
Snavi(x，Ky)进行了1维傅立叶变换(FT)后的x轴(读出)万向的导航回波，Axnavi(x，n)在第n次拍摄采样了的x轴方向的运动的振幅，Aynavi(x，n)在第n次拍摄采样了的y轴方向的运动的振幅，Φxnavi(Kx，n)在第n次拍摄采样了的x轴方向的导航回波的相位，Φynavi(Ky，n)在第n次拍摄采样了的y轴方向的导航回波的相位，WL，M，S(y)用于选择人体的运动的支配性区域的窗口函数，n拍摄编号(1＝1～Nmax)。
最初，使用基于作为上述图3或图4所示的多拍摄类型的最简单的1回波/拍摄的通常的旋转弯曲法的FSE法的脉冲时序，收集回波数据，得到其图像数据(处理1)。即，如果设回波数据Simg(Kx，Ky)，则通过以下的公式(4)得到其实空间的图像数据Pimg(x，y)。
Pimg(x，y)＝FT2DKx→x，Ky→y[Simg(Kx，Ky)]这时，也同时收集导航回波Snavi(Ky，n)。
接着，计算单元10与运动的等级(大小)对应地选择空间区域，即决定用于分割k空间的区域的窗口(处理2)。
具体地说，最初检测相位编码方向的被检体的腹部的两边缘位置ymin和ymax。假设在收集导航回波并测量1维的运动的曲线，并使用它的情况下，计算运动的空间分布的索引ΔY(y)。由此，可以用以下的公式(5)得到y轴方向，即相位编码方向的曲线W(y)。
W(y)＝ΔY(y)/{Δymax-Δymin}(或者，也可以将ΔY置换为相位Φ。)如果需要，则也可以对该曲线W(y)进行平滑化而作为曲线W(y)。
因此，例如在相位编码方向(在此为y轴方向参照图2)上对k空间数据进行2分割的情况下，进行该2分割的窗口函数WL，M，S(y)为[公式6]WL(y)＝W(y)WS(y)＝1-WL(y)在假设对k空间数据进行3分割的情况下(参照图6)，窗口函数WL，M，S(y)为[公式7]WL(y)＝2×max[W(y)-0.5，0]WM(y)＝{1-WL(y)}(W(y)＞＝0.5时)＝W(y)(其他)WS(y)＝1-WL(y)-WM(y)另外，图6说明对k空间数据进行3分割时的窗口函数WL，M，S(y)的设置。在该图中，作为表示r空间的y方向上的运动分布的指标，用相位Φ表示其纵轴。该纵轴也可以用位置位移ΔY来表示，也可以是任意一个。
接着，计算单元10如果对k空间进行3分割，则使用求出的窗口函数WL，M，S(y)和实空间的图像数据Pimg(x，y)，分别将k空间的数据分割为运动大(larger)的区域、中程度(medium)的区域、以及小(smaller)的区域的数据SL(Kx，Ky)、SM(Kx，Ky)和SS(Kx，Ky)。即将k空间的数据分割为多个区域的数据(处理3)。其中进行以下的计算。
PL(x，y)＝WL(y)Pimg(x，y)(针对运动大的区域的图像数据)PM(x，y)＝WM(y)Pimg(x，y)(针对运动为中程度的区域的图像数据)PS(x，y)＝WS(y)Pimg(x，y)(针对运动小的区域的图像数据)
SL(Kx，Ky)＝IFTx→Kx，y→Ky[PL(x，y)]SM(Kx，Ky)＝IFTx→Kx，y→Ky[PM(x，y)]SS(Kx，Ky)＝IFTx→Kx，y→Ky[PS(x，y)]＝S(Kx，Ky)-SL(Kx，Ky)-SM(Kx，Ky)接着，由计算单元10在每次拍摄n，即到拍摄n＝1～Nmax为止，顺序地循环执行以下的处理4～6。
首先，根据导航回波Snavi(Ky，n)，求出因运动产生的k空间Φ(Ky，n)中的相位分布(处理4)。
Pnavi(y，n)＝FTKy→y[Snavi(Ky，n)]ΔY(y，n)＝Y(y，n)-Y(y，nbase)ΔYmean(n)＝∫ΔY(y，n)dyΔYmax(n)＝maxof[ΔY(y，n)]在此，根据k空间的中心数据(n＝Nmax/2)或全部的ΔY(y，n)的平均，来选择基础(base)的回波数据。
接着，计算k空间中的相位分布的最大值Φmax(Ky，n)(处理5)。具体地说，在使用线性模型和0次相位的情况下，为[公式10]ΔΦ0(Ky，n)＝2πKyΔYmean(n)ΔΦmax(Ky，n)＝2×maxof[ΔΦ0(Ky，n)]。
在使用y轴方向的1维投影的曲线ΔY(y，n)的情况下，为[公式11]ΔΦmax(Ky，n)＝2πKyΔYmax(y，n)。
接着，对同一拍摄中的Ky进行相位修正(处理6)。具体地说，为[公式12]SL.cor(Kx，Ky)＝SL(Kx，Ky)exp[-iΔΦmax(Ky，n)]SM.cor(Kx，Ky)＝SM(Kx，Ky)exp[-iΔΦmax(Ky，n)/2]由此，每个拍摄的循环结束。
接着，计算单元10根据下式对全部的分割k空间的数据进行合成(处理7)。
Simg.cor(Kx，Ky)＝SL.cor(Kx，Ky)+SM.cor(Kx，Ky)+SS(Kx，Ky)通过二维傅立叶变换将这样求出的k空间全体的修正数据Simg.cor(Kx，Ky)重构为实空间的图像数据(处理8)。如果将其公式化，则为[公式14]Pimg.cor(x，y)＝FT2DKx→x，Ky→y[Simg.cor(Kx，Ky)]。
这样，根据本实施例，使用在r空间中测量或预测的腹部的运动的信息，根据运动的程度对k空间数据进行分割，并且对每个分割数据实施与该运动的程度对应的相互不同的线性的运动修正，最终合成修正后的分割数据。在此，线性的修正包含通过仿射变换定义的修正的全部。
即，通过以下这样来实现对在现有技术中需要大量的复杂计算而实质上难以实施的代替性的非线性的数据修正，即针对因摄像部位的非线性运动而恶化了的数据，与运动的程度对应地对图像数据进行分割，对各分割数据进行线性的运动修正，合成该修正后的分割数据。
通过该代替性的非线性修正，即使在进行多拍摄型的MR成像的情况下，也能够容易并且高速地对因腹部等的空间非线性的运动造成在空间上恶化了的数据进行相位修正。其结果是能够简单并且高速地对因该非线性运动影响而产生空间上不均匀的非线性的位置位移和相位位移造成的伪像进行修正，能够提高画质。
在此，对上述图3的脉冲时序进行补足。该脉冲时序是用导航回波只对在每个拍摄#时因沿着成像的相位编码方向的运动而产生的在r空间中的0次(平均)相位位移进行测量的情况下的时序。在导航回波Snavi(Ky，n)之前在相位编码方向Ge上施加强度Gm、时间Tm的倾斜磁场(导航器)，测量r空间中的平均相位(在k空间中与中心的相位相当)，求出与基础拍摄的差。
Φnavi0(n)＝arg[Snavi(Ky＝0，n)]ΔΦnavi0(y，n)＝Φnavi0(n)-Φnavi0(nbase)另外，使用ΔΦnavi0(n)＝(2πGmTm)ΔY0(n)的关系，还能够变换为r空间中的平均偏移量ΔY0(n)。另外，对导航回波Snavi(Ky，n)的A/D采样可以只测量k空间的中心(DC)的相位，也可以更窄。
导航回波用的脉冲列部分不只是SE法，能够缩短时间的FE法也可以充分确保信号。这是因为由于取得与基础拍摄的回波的差分，所以消除了在FE法中产生的易感性效果(susceptibility effects)和因静磁场造成的相位位移。
(实施例2)接着，参照图1、7说明本发明的磁共振成像装置的一个实施例。另外，本实施例的磁共振成像装置的硬件结构与上述的图1所示一样，因此省略其说明。
本实施例在硬件上使用多线圈作为接收RF线圈7R，将利用了构成该多线圈的2个线圈元件各自的灵敏度区域的数据收集和本申请发明的修正处理连接在一起，实现高效的修正。特别地如果考虑到摄像腹部的情况，则在从腹壁侧的伪像(因运动造成的非线性成分)波及背部侧的情况下，包含在肺侧的数据中。在该情况下，如果与运动有关的图2的假设正确，则其影响最终有可能无法无视。本实施例确实地讨论这样的可能性。
如图7(a)所示，在作为该接收RF线圈的多线圈7R中，分别相对于腹部的背部侧和腹壁侧配置的2个表面线圈7RL、7RR是元件线圈。为了缩短摄像时间和提高SNR(signal to noise ratio)，组合了这样的多线圈和专用的图像重构的摄像在最近的磁共振成像中广泛被实用化。在摄像腹部的情况下，如图7(a)所示，大多是在背部侧和腹壁侧配置2个。
通过这样配置表面线圈7RU、7RL，一个腹壁侧的表面线圈7RU具有比其腹壁侧更强的检测灵敏度。因此，来自表面线圈7RU的信号在腹壁侧加权变大，将该腹壁侧的运动作为支配性的成分进行检测。另一个背部侧的表面线圈7RL具有比其背部侧更强的检测灵敏度。因此，来自该表面线圈7RL的信号支配性地检测出背部侧的运动小的成分。即，沿着腹部的腹壁侧和背部侧分别配置该2个表面线圈7RU、7RL是理想的，从最初就分别收集反映了腹部的非线性的运动的程度而分割了的2组k空间数据(参照图7(b)、(c))。
该2组k空间数据分别与上述实施例1中的图5(e)、(f)对应，因此不需要与图5(c)、(d)对应的傅立叶变换和窗口处理。图7(d)～(h)的处理与上述图7(g)～(k)的处理一样。
通过这样配置的2个表面线圈7RU、7RL，能够直接从被检体P的腹部收集在空间上附加了不同的加权的回波数据。在现有技术中，对于进行腹部诊断的情况下的接收RF线圈，将表面线圈配置在腹壁侧和背部侧的情况特别多。因此，从最初开始从2个表面线圈7RU、7RL，收集支配性地受到腹壁侧的大运动的影响的回波数据和支配性地受到背部侧的小运动的影响的回波数据。
因此，只对来自腹壁侧的回波数据进行所述修正处理，重构各个k空间数据并相互相加，能够得到最终的实空间的图像数据Pimg.cor(x，y)(参照图7(d)～(h))。
因此，根据该实施例2，与上述实施例1不同，即使因腹壁侧的运动而伪像波及到背部侧，也主要只有来自腹壁侧的表面线圈7RU的回波数据包含产生伪像的原始信号。即，从最初开始就抑制了包含在来自相反侧的表面线圈7RL的回波数据中的伪像的影响。因此，如果原样地修正来自腹壁侧的表面线圈7RU的回波数据，则等价于包含从腹壁侧波及到远处的背部侧的伪像地进行了修正，与在实施例1中采用了的单一线圈的情况相比，能够最终得到在处理时间和修正精度上都提高了的画质的重构成像。
另外，在上述线圈配置中，如图8所示，也可以配置构成为分别在腹部的背部侧和腹壁侧分割为上下方向(从头部向脚部的方向)配置4个元件线圈7A～7D。在该情况下，由于位于横隔膜附近的腹部的上侧(头部侧)的运动大，所以可以分别对4个进行不同的修正。由此，对侧面和顶面的图像的修正效果大。
进而，也可以采用组合实施例1的单独的表面线圈、上述的4个元件线圈配置的1+4个的配置结构。在该情况下，由于也是位于横隔膜附近的腹部的上侧(头部侧)的运动大，所以可以对分割配置的4个元件线圈分别实施不同的修正，由此能够得到对侧面和顶面大的修正效果。
进而，摄像部位也可以是腹部以外。在从构成多线圈的元件线圈输出的信号的相互之间，从最初开始摄像部位的运动成分某种程度地分离了的情况下，也可以是腹部以外的摄像部位。例如已知在摄像部位是心脏的情况下，即使在同一心跳相位中，因呼吸性的运动，在心脏的下部和上部运动也是非线性的。在该情况下，为了实施本实施例2的多线圈的摄像，配置上下左右的多个表面线圈使得从体壁包围心脏。由此，各表面线圈能够与其线圈灵敏度对应地在分离了运动程度的状态下进行检测，因此能够实施本实施例2的方法。
通过本发明人实施的模拟，已经确认了在腹部的摄像中腹壁侧的伪像波及背部侧的情况下的效果。
另外，在使用了多线圈的运动的空间分布的测量中，也可以根据从各线圈元件输出的导航回波计算位置的平均位移量，将该平均位移量用于修正中。通过这样，即使不统一确定与线圈的位置关系有关的信息也能够进行修正，无论部位和线圈形式都能够进行一般的应用。
(实施例3)实施例3的磁共振成像装置组合实施基于多线圈的处理(即在上述实施例2中说明的结构)、基于图像处理的窗口处理的运动成分的分割(即在上述实施例1中说明的结构)。即，在实施例3的磁共振成像装置中，为了对运动成分进行细分，而对来自各线圈元件的图像的各个实施窗口处理而分割数据。
图9是表示在本发明的实施例3的磁共振成像装置中作为接收RF线圈使用的单线圈和多线圈、其灵敏度曲线以及被检体的非刚体运动的大小的图。
如图9(a)所示，在实施例3中，与图7(a)所示的实施例2一样，使用作为接收RF线圈的多线圈7RM。如图9(a)所示，多线圈7RM的2个表面线圈7RU、7RD是元件线圈，分别相对于被检体P的腹部的背部侧和腹壁侧配置各表面线圈77RU、7RD。另外，根据需要，作为接收RF线圈还配置筒状的单线圈7RS使得覆盖被检体P。另外，也可以将单线圈7RS和多线圈7RM的任意一方或双方作为接收用RF线圈使用。
在图9(b)中，表示了被检体P的腹部的非刚体运动的大小。图9(b)的纵轴表示图9(a)所示的图像数据的位置y[pixel]，横轴表示像素y的运动的大小A(y)[pixel]。
如图9中的实线A(y)所示，运动在yu和yd之间为y方向的1次分布。即，运动的大小A(y)在yu处取最大值Amax，在yd处是0。
在图9(c)中，表示了各表面线圈77RU、7RD和单线圈7RS的规格化了的y方向的各灵敏度分布Wcu(y)、Wcd(y)、Wcs(y)。图9(c)的纵轴表示图9(a)所示的图像数据的位置y[pixel]，横轴表示各表面线圈77RU、7RD和单线圈7RS的规格化了的y方向的各灵敏度分布Wcu(y)、Wcd(y)、Wcs(y)。
如图9(c)所示，设各表面线圈77RU、7RD的灵敏度分布Wcu(y)、Wcd(y)分别与运动分布一样在y方向上一次分布，单线圈7RS的灵敏度分布Wcs(y)在y方向上是一定的。
另外，可以根据窗口函数将通过这样的各表面线圈77RU、7RD或单线圈7RS收集到的k空间数据分割为多个区域。特别地，由于将通过2个表面线圈77RU、7RD收集到的k空间数据利用硬件地(in hardware)分割为2个区域，所以可以进一步使用窗口函数利用软件地(in software)将各区域中的一方或双方分割为多个区域。另外，可以使用窗口函数利用软件地将通过单线圈7RS收集到的k空间数据分割为任意个数的区域。例如，可以使用与实施例1一样的窗口函数，利用软件地对通过单线圈7RS收集到的k空间数据进行2分割或3分割。
图10是表示通过将使用具有与图9所示那样的1维的运动分布一样的灵敏度分布的2个表面线圈77RU、7RD收集到的各k空间数据分别分割为2个区域，而等价地进行3分割的情况下的窗口函数的图。
在图10中，纵轴表示窗口函数WL(y)、WM(y)、WS(y)的值，横轴表示图9所示的y方向的像素位置。使用图10所示的3个窗口函数WL(y)、WM(y)、WS(y)，可以将通过2个表面线圈77RU、7RD收集到的2个k空间数据分割为运动大的L区域、运动为中等程度的M区域和运动小的S区域的3个区域。另外，可以对分割后的各区域的k空间数据实施与运动的大小对应的强度的修正。
即，针对通过2个表面线圈77RU、7RD利用硬件地分割为2个的k空间数据，可以进而使用窗口函数利用软件地分割为2个区域，同时对区域的一部分进行合成使得4个区域中的运动为中等程度的2个区域中所包含的k空间数据包含在单一的区域中。这样，也可以将由多个元件线圈分割收集到的k空间数据的一部分与其他的一部分合成而形成区域。
另外，通过多个元件线圈，不限于利用硬件地分割的多个k空间数据，也可以在同样地将根据窗口函数分割了的k空间数据的一部分与其他的一部分合成后，实施修正。通过在修正前进行k空间数据的一部分的合成处理，使用更标准的窗口函数，不只能够将k空间数据分割为希望的不均等的多个区域，而且能够容易地进行处理。
可以根据分别通过以下公式规格化了的运动分布W(y)和表面线圈77RU、7RD的灵敏度分布Wc(y)，来求出图10所示的各窗口函数。
WL(y)＝WC(y)×W(y)?[W(y)]2(if WC(y)?W(y))WM(y)＝WC(y)×[1-W(y)]+[1-WC(y)]×W(y)?2×[W(y)×{1-W(y)}](if WC(y)?W(y))WS(y)＝1-WL(y)-WM(y)?{1-W(y)}2(if WC(y)?W(y))另外，与在实施例1中利用软件地对k空间进行3分割的情况相同，将上述窗口函数WL(y)、WM(y)、WS(y)乘以通过2个表面线圈77RU、7RD得到的实空间的各图像数据Pimgu(x，y)、Pimgd(x，y)，生成运动大的区域、中程度的区域和小的区域的3个图像数据PL(x，y)、PM(x，y)、PS(x，y)。然后，对生成的各图像数据进行2维逆傅立叶变换，从而能够与运动的大小对应地得到分割为3个区域的k空间数据SL(Kx，Ky)、SM(Kx，Ky)、SS(Kx，Ky)。
进而，以与运动的大小对应地不同的强度对各k空间数据SL(Kx，Ky)、SM(Kx，Ky)、SS(Kx，Ky)实施相位修正，对将相位修正后的各k空间数据SL.cor(Kx，Ky)、SM.cor(Kx，Ky)、SS(Kx，Ky)进行了合成后的k空间数据Simg.cor(Kx，Ky)进行2维傅立叶变换，从而能够得到修正后的实空间的图像数据Pimg.cor(x，y)。
这样，根据实施例3，使用多个元件线圈和窗口函数，能够利用硬件并且利用软件地对k空间数据进行分割。因此，能够得到在实施例1和实施例2中得到的双方的优点。另外，通过利用硬件或利用软件地对分割了的k空间数据的一部分进行合成，能够以简单的处理容易地在将k空间数据分割为希望的区域的基础上进行与运动的大小对应的强度的修正。
对以上那样的各实施例中的数据的修正处理的共通原理进行一般化的说明。在图11中，表示在上述各实施例中说明了的修正处理的原理。
首先，用任意的方法取得非刚体的运动的信息Input1。例如，可以根据导航回波测量运动，也可以通过模型化得到运动的信息Input1。接着，使用运动的信息Input1，在空间上与运动的大小对应地将因运动而在空间上恶化了的图像数据Input2分割为多个成分。然后，从各图像数据分别得到分割了的多个k空间数据。该k空间数据的分割(处理1)可以通过窗口函数利用软件地进行，也可以使用多线圈利用硬件地进行。另外，还可以通过窗口函数利用软件地进而对使用多线圈利用硬件地分割了的k空间数据进行分割。
接着，针对分割为N个的k空间数据的各成分#i(1≤i≤N)，通过与运动的大小对应的线性变换进行线性修正(处理2)。在该线性变换中，包含仿射变换(平行移动(translation)、旋转移动(rotation)、放大缩小(scaling)、剪切变形(shear))。即。针对运动较大的成分进行强度较强的线性修正，而对运动较小的成分进行强度较弱的线性修正。对于运动小的成分，也可以进行强度为0的修正，即不修正。接着，在进行了修正后的k空间数据的各成分的合成处理(处理3)后，从合成后的k空间数据通过FT处理得到全体修正后的图像数据Output。
另外，在图12中，一般化地表示在上述各实施例中说明了的修正处理的流程。
最初，通过磁共振成像装置对摄像部位进行扫描进行成像，收集回波数据(步骤S1)。与该回波数据的收集一起或单独地收集导航回波数据(步骤S1’)。也可以采用已经收集了的该回波数据和导航回波数据。
接着，由磁共振成像装置的计算单元10进行这样的处理。即，由计算单元10根据各种控制信息(运动的分割区域数、窗口处理的有无、摄影部位、体位、线圈的种类(单线圈还是多线圈)、线圈配置位置、脉冲时序的种类等)，实施本发明的伴随着与腹部等的非线性运动对应的修正处理的图像重构。
首先，计算单元10判断是否需要进行与运动的程度对应的利用软件的数据分割(步骤S2)。考虑到所使用的接收RF线圈的种类、线圈配置位置等地进行该判断。
在该判断为YES的情况下，执行在上述实施例1中说明了的二维傅立叶变换(步骤S3参照图5的处理c)、窗口处理(步骤S4参照图5的处理d)、二维逆傅立叶变换处理(步骤S5参照图5的处理e、f)、r空间上的运动信息的检测(步骤S6参照图5的处理g、h)、基于k空间上的数据的非线性运动的恶化修正(步骤S7参照图5的处理i)、基于二维傅立叶和加法处理的图像生成(步骤S8参照图5的处理j、k)。
另一方面，在步骤S2中判断为NO的情况下，执行在上述实施例2中说明了的用多线圈作为接收RF线圈的处理。即，省略步骤S3～S5的处理，直接执行r空间上的运动信息的检测(步骤S6参照图7的处理d、e)、基于k空间上的数据的非线性运动的恶化修正(步骤S7参照图7的处理f)、基于二维傅立叶和加法处理的图像生成(步骤S8参照图7的处理g、h)。
按照这样的流程，收集空间上受到非线性运动的影响的收集数据或空间上直接反映了非线性运动的数据，将非线性成分置换为线性成分的和，能够以比较简单的少的处理，高速地对确实地排除了摄像部位的非线性运动的影响的MR图像进行重构。
但是，近年来在对心脏的磁共振成像的领域中，如上述非专利文献8所示，报告了以下的方法通过根据之前监视的导航回波实时地计算横隔膜的三维位置，控制倾斜磁场强度和RF频率，从而与心脏的运动一致地三维地跟踪平板(slub)面，降低运动伪像或模糊。由于如果限于作为线性变换的仿射变换(平行移动(translation)、放大缩小(scaling)、剪切变形(shear))的放大缩小，则既不要后处理，图像也不恶化，因此该方法是优越的方法。
在将该方法与本发明的方法比较的情况下，本发明的方法首先不只限于线性变换，能够修正基于非线性的运动的位移。即，具有在线性变换中不可能的高次的空间分布中也能够适用基于运动的位置位移的优点。另外，本发明的方法即使在需要窗口处理的情况下，由于在修正前的图像重构后进行分割，所以有后处理，但计算简单，在收集结束后能够立即输出修正后的图像。进而，在使用了多线圈的情况下，计算进一步简化，如果以拍摄为单位在主成像之前实施运动的导航，则还具有能够实时进行修正处理的优点。
另外，在上述各实施例中，说明了1维的修正处理，即运动的方向只有Y方向且振幅是1维的分布的情况，但也可以三维地在x、y、z的各方向上进行运动信息的测量(检测)及其修正处理。特别可以根据k空间中的相位分布或r空间中的至少一个方向的位置位移，测量运动的信息。
在此，说明三维地修正非刚体的运动的情况。
在对非刚体的运动进行一般化，基于运动的位移的方向和大小在每个位置和每个时间都不同的情况下，即在位移的方向和位置变化是4维分布的情况下，也可以与基于运动的位移的分布对应地使分割数据的加权函数成为高维的。具体地说，在位置变化方向混合在3方向ΔX、ΔY、ΔZ的情况下，与在每次拍摄测量或推测出的x、y、z的3方向各自独立的运动的大小对应地，对3方向分别求出窗口函数，由此能够与运动的大小对应地进行分割，通过加法实施修正。
例如，区别运动的方向(如果是3D空间则为x、y、z)地对每个运动大小(如果是3分割则为L、M、S)作成窗口函数。另外，在各方向上对根据运动的大小分割了的每个成分进行了修正后，通过加法运算能够进行数据全体的修正。以下表示该情况下的算法的例子。
图13是表示根据本发明三维地修正非刚体的运动的情况下的步骤的流程图，图中的向S附加了数字的符号表示流程的各步骤。另外，图14是表示在被检体P中，在有非刚体的三维运动的情况下从y方向看到的运动方向的例子的图，图15是表示图14所示的被检体P的非刚体的从x方向看到的运动方向的图。
首先，在步骤S10中，在每次拍摄n基于运动的某位置(x，y，z)的位移，根据某基准得到位置变化向量(X，Y，Z)(参照图14)的分3方向的空间分布ΔX(x，y，z，n)、ΔY(x，y，z，n)、ΔZ(x，y，z，n)。
接着，在步骤S11中，根据下式计算出3D空间中的3方向上的最大位置变化ΔXmax(x，y，z)、ΔYmax(x，y，z)、ΔZmax(x，y，z)。
ΔXmax(x，y，z)＝max[ΔX(x，y，z，n)]ΔYmax(x，y，z)＝max[ΔY(x，y，z，n)]ΔZmax(x，y，z)＝max[ΔZ(x，y，z，n)]接着，在步骤S12中，根据下式计算3方向各自的3D分割窗口函数(加权函数)Wx(x，y，z)、Wy(x，y，z)、Wz(x，y，z)。
Wx(x，y，z)＝ΔX(x，y，z)/ΔXmax(x，y，z)Wy(x，y，z)＝ΔY(x，y，z)/ΔYmax(x，y，z)Wz(x，y，z)＝ΔZ(x，y，z)/ΔZmax(x，y，z)接着，在步骤S13中，根据下式，针对3方向成分，用各方向的窗口函数对实空间的图像数据P(x，y，z)进行分割。另外，以运动的大小区别而附加L(大)、M(中程度)、S(小)的下标。
PxL，M，S(x，y，z)＝P(x，y，z)WxL，M，S(x，y，z)PyL，M，S(x，y)＝P(x，y，z)WyL，M，S(x，y，z)PzL，M，S(x，y)＝P(x，y，z)WzL，M，S(x，y，z)
接着在步骤S14中，如下式所示，对分割了的图像数据PxL，M，S(x，y，z)、PyL，M，S(x，y)、PzL，M，S(x，y)进行逆傅立叶变换，得到k空间数据SxL，M，S(x，y，z)、SyL，M，S(x，y)、SzL， M，S(x，y)。
SxL，M，S(kx，ky，kz)＝IFT[PxL，M，S(x，y，z)]SyL，M，S(kx，ky，kz)＝IFT[PyL，M，S(x，y，z)]SxL，M，S(kx，ky，kz)＝IFT[PyL，M，S(x，y，z)]接着，在步骤S15中，如下式那样，针对k空间数据对每3个成分进行相位修正。
运动最大部分的修正Sx.cor.L(kx，ky，kz)＝Sx.L(kx，ky，kz)*exp[-iΦxmax(kx，ky，kx)]Sy.cor.L(kx，ky，kz)＝Sy.L(kx，ky，kz)*exp[-iΦymax(kx，ky，kz)]Sz.cor.L(kx，ky，kz)＝Sz.L(kx，ky，kz)*exp[-iΦzmax(kx，ky，kz)]运动中间部分的修正Sx.cor.M(kx，ky，kz)＝Sx.M(kx，ky，kz)*exp[-iΦxmax(kx，ky，kz)/2]Sy.cor.M(kx，ky，kz)＝Sy.M(kx，ky，kz)*exp[-iΦymax(kx，ky，kz)/2]Sz.cor.M(kx，ky，kz)＝Sz.M(kx，ky，kz)*exp[-iΦzmax(kx，ky，kz)/2]其中Φxmax(kx，ky，kz)＝2πkxΔXmax(x，y，z)/KxΦymax(kx，ky，kz)＝2πkyΔXmax(x，y，z)/KyΦzmax(kx，ky，kz)＝2πkzΔXmax(x，y，z)/Kz接着在步骤S16中，如下式所示那样，对k空间数据的修正成分Sx.cor.L(kx，ky，kz)、Sy.cor.L(kx，ky，kz)、Sz.cor.L(kx，ky，kz)、Sx.cor.M(kx，ky，kz)、Sy.cor.M(kx，ky，kz)、Sz.cor.M(kx，ky，kz)和非修正成分Sx.S(kx，ky，kz)、Sy.S(kx，ky，kz)、Sz.S(kx，ky，kz)进行合成。具体地说，在区别3个方向地将修正成分中的各运动成分相加后，进而将加算后的3方向的成分Sx.cor、Sy.cor、Sz.cor相加。
Sx.cor＝Sx.cor.L(kx，ky，kz)+Sx.cor.M(kx，ky，kz)+Sx.S(kx，ky，kz)Sy.cor＝Sy.cor.L(kx，ky，kz)+Sy.cor.M(kx，ky，kz)+Sy.S(kx，ky，kz)Sz.cor＝Sz.cor.L(kx，ky，kz)+Sz.cor.M(kx，ky，kz)+Sz.S(kx，ky，kz)S.cor＝Sx.cor+Sy.cor+Sz.cor这样能够得到实施了三维修正后的k空间数据S.cor。
进而，在步骤S17中，通过合成后的k空间数据的3DFT，能够得到实施了三维运动修正的3D图像数据P.cor。
但是，在以上那样的各实施例中，用于检测运动信息的方法并不只限于使用作为导航脉冲施加倾斜磁场进行收集的导航回波的方法，也可以使用外部的光学、磁、机械的传感器。在该情况下，即使用该传感器无法测量运动的空间分布，也可以只监视腹壁的运动，与事前测量或推测出的体动分布的模型结果组合而推测空间分布。由此，能够与磁共振成像的数据收集并行地进行测量，因此还能够对应心脏等的高速成像。
另外，也可以如下这样组合地实施，即在高频率和倾斜磁场等的非动作(on the fly)的控制下只对能够通过线性变换进行修正的成分进行修正，而用本发明的方法只对剩下的2次或以上的非线性成分进行修正。
进而，在上述修正处理中，在测量的相位误差超过了能够作为装置进行对应的规定的限界值的情况下，也可以用该限界值进行阈值处理。
另一方面，在上述各实施例中，在应该修正的图像数据或分割了必要的图像数据后的区域的一部分那样的情况下，并不必须对分割后的修正后的图像数据进行合成。
此外，在上述各实施例中，在对r空间上的图像数据进行了分割后，通过对分割后的各图像数据进行变换，生成了多个k空间数据，但也可以通过能够保持r空间上的数据的性质的变换，从r空间上的数据生成其他空间上的数据，通过对该其他空间上的数据进行变换，生成k空间数据。另外，相反，也可以从r空间上的数据暂时变换为通过能够保持k空间上的数据的性质的变换得到的其他空间的数据，从该其他空间的数据生成k空间数据。
以上的实施例和变形例子所共通的代表效果可以总结如下。
如果能够测量1维(投影)或2维/3维的运动(位置位移或相位位移)的空间分布，则通过至少计算出2个不同的修正数据的线性和，能够比较简单地对具有因非线性运动造成的恶化的数据的相位和信号值进行修正。在位置位移的修正的情况下，与在r空间上跨过像素块地进行位置位移的测量和修正处理的情况相比，由于是k空间上的同一频率下的测量和相位修正，所以能够高速地进行处理。在像素块内的相位修正的情况下，适合于r空间上的修正，但与对每个像素块进行处理的情况相比，能够以简单的计算高速地进行。
另外，即使不严密地测量运动的空间分布，在根据全体的平均或腹壁等典型部分的运动的测量数据，在非线性的情况下也能够模型地推测全体的空间分布，因此在用测量系统简单的导航回波进行测量的情况下，时序变短，能够高速地进行。例如，如果是腹部的轴断面，则可以假设因运动造成的位置位移从背部向腹壁侧渐增。
进而，在使用了单一线圈的情况下，也可以只进行k空间数据的分割数量的数据的重构，因此与在r空间中进行修正相比能够高速化。进而，在使用了多线圈对腹部进行摄像的情况下，能够直接取得回波数据，因此不只是提高修正精度，还不需要窗口分割，因此能够进一步高速化。
在此，将通过本发明进行修正得到的被检体P的腹部的断层图像与不进行修正而得到的现有的断层图像进行比较说明。
图16是表示在与相位编码(PEphase encode)方向垂直的方向上有具有1维分布的非刚体的运动的情况下，根据本发明使用单线圈利用软件(in software)地分割k空间数据进行修正而得到的断层图像的图。
图16(a)是不进行修正得到的图像，图16(b)是通过现有的一致平均位移修正得到的图像，图16(c)是根据本发明对利用软件地进行了2分割后