技术领域
本发明涉及一种测定来自被检测体中的氢、磷等的核磁共振信号(以下称为NMR信号)并对原子核的密度分布、缓和时间分布等进行图像化的磁共振成像(以下称为MRI)装置，特别涉及使用了放射状地采样k空间的径向序列的摄像技术。
背景技术
MRI装置是测量构成被检测体、特别是人体组织的原子核自旋所产生的NMR信号，二维或三维地对其头部、腹部、四肢等的形态或功能进行图像化的装置。在摄影中，在将被检测体配置在静磁场(分极磁场B0)内的基础上，为了选择激励特定的区域而施加切片选择倾斜磁场脉冲和高频磁场脉冲，然后向激励范围内施加读出倾斜磁场脉冲，进行相位或频率的编码。
读出倾斜磁场脉冲产生向任意的方向倾斜的磁场，在静磁场空间内生成磁场的强度梯度。原子核自旋以与倾斜的磁场的强度和回转磁比率对应的频率进行旋进运动，因此通过在施加了读出倾斜磁场脉冲的状态下测量NMR信号(回波信号)，进行以傅立叶变换为代表的频率分析，能够将回波信号分解为每个频率、即每个位置的分量。在MRI装置中，将进行了不同相位或频率的编码的回波信号群配置在测量空间(是一般被称为“k空间”的空间，以下称为k空间)，进行二维或三维傅立叶变换，由此重构为图像。
作为回波信号的配置方法，有以k空间的原点为中心一边改变旋转角一边放射状地配置的径向采样法。在径向采样法中，将采样每个角度的回波信号而得到的测量数据群称为刀锋(Blade)。在径向采样法中，将每个角度的刀锋彼此重叠地配置在k空间中，因此如果刀锋之间的位置关系不适当，则产生伪影或产生亮度模糊，画质劣化。由于各种因素而回波信号从通过脉冲序列指定的k空间上的位置偏移，由此产生不适当的位置关系。
作为修正刀锋之间的位置关系的错误的技术，有以下的技术，即根据对各刀锋的回波信号进行傅立叶变换所得的数据的相位分布而计算k空间上的回波信号的偏移量，将其反映到回波信号的k空间配置处理中(例如参照专利文献1)。另外，还有以下的技术，即根据相位编码方向上的回波信号的峰值位置的时间性变化，计算相位编码方向的偏移量，用于脉冲序列的修正。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：国际公开第2007/013423号
发明内容
发明要解决的问题
在接收的回波信号中，包含全部刀锋所共通的偏移(以后称为静态误差)、对每个刀锋分别不同的偏移(以后称为动态误差)这2个分量。静态误差在k空间上对全部刀锋赋予相同的偏移量，另一方面，动态误差分别在各刀锋的频率编码方向上赋予偏移量。因此，使刀锋间的位置关系不适当的偏移是由于动态误差造成的。
但是，在专利文献1所示的方法中，在计算偏移量时，不区别动态误差和静态误差。因此，在因静态误差造成的偏移的方向与频率编码方向一致的刀锋中，也对静态误差进行修正，在因静态误差造成的偏移的方向与频率编码方向不一致的刀锋中，不对静态误差进行修正。因此，无法正确地修正刀锋间的位置关系。特别在静态误差是支配性的、静磁场均匀度低的区域中进行摄像的情况、或使用具有局部的灵敏度分布的接收RF线圈进行测量的情况下，无法适当地修正刀锋间的位置关系，容易出现伪影。
另外，在专利文献1所示的方法中，回波信号必须是具有单一的峰值的形状。在使用容易受到静磁场不均匀的影响的梯度回波序列、具有局部的灵敏度分布的接收RF线圈进行测量的情况下，回波的形状不具有单一的峰值的情况很多，在这样的情况下无法应用该方法。
进而，在使用回波信号的峰值位置的时间性变化的方法中，前提是回波信号的形状不随着时间而变化。但是，在容易受到静磁场不均匀的影响的梯度回波序列等的情况下，回波信号的形状随着时间而变化，因此无法应用该方法。
鉴于上述情况而作出本发明，其目的在于提供一种在通过径向采样法进行测量的情况下也得到高质量的图像的技术。
用于解决问题的手段
在本发明中，实施预测量，分离使回波信号在k空间上的位置偏移的多个因素，计算每个刀锋各自的偏移量，反映到重构处理中。预测量按照与图像取得序列所使用的读出倾斜磁场脉冲相同的脉冲形状，施加只有极性进行正负改变的读出倾斜磁场脉冲，分别取得回波信号。根据通过对两个回波信号进行傅立叶变换取得相位差而得到的数据列的斜率的变化量计算偏移量，针对MRI装置的X轴、Y轴、Z轴分别得到。
发明效果
在用径向采样法进行测量的情况下，也能够得到高质量的图像。
附图说明
图1是第一实施方式的MRI装置的框图。
图2(a)是径向扫描的k空间轨迹的示意图，(b)是混合径向扫描的k空间轨迹的示意图。
图3(a)是用于说明刀锋间的位置关系适当的情况下的k空间的数据配置的说明图，(b)是用于说明刀锋间的位置关系不适当的情况下的k空间的数据配置的说明图。
图4是用于说明第一实施方式的控制处理系统的功能框和存储在存储装置内的数据的说明图。
图5是第一实施方式的误差测量处理的流程图。
图6(a)和(b)是用于说明第一实施方式的误差测量序列的脉冲图案的说明图。
图7是第一实施方式的偏移量计算处理的流程图。
图8是第一实施方式的k空间坐标计算处理的流程图。
图9是第一实施方式的测量处理的流程图。
图10是用于说明第一实施方式的效果的说明图，(a)是用于说明基于现有的方法的图像的说明图，(b)是用于说明基于第一实施方式的方法的图像的说明图。
图11是用于说明第一实施方式的效果的说明图，(a)是用于说明基于现有的方法的图像的说明图，(b)是用于说明基于第一实施方式的方法的图像的说明图。
图12(a)是用于说明第二实施方式的图像取得序列所使用的脉冲图案的说明图，(b)是用于说明误差测量所使用的脉冲图案的说明图。
具体实施方式
<第一实施方式>
以下，使用附图说明本发明的实施方式。此外，在用于说明发明的实施方式的全部图中，在没有特别限定的情况下，具有相同功能的部分附加同一符号，省略其重复的说明。
<装置结构>
最初，根据图1说明本发明的MRI装置的一个例子的整体概要。图1是表示本发明的MRI装置的一个实施方式的整体结构的框图。
本实施方式的MRI装置100利用NMR现象得到被检测体的断层图像，如图1所示，具备静磁场产生系统120、倾斜磁场产生系统130、高频磁场产生系统(以下称为发送系统)150、高频磁场检测系统(以下称为接收系统)160、控制处理系统170、序列发生器140。
静磁场产生系统120如果是垂直磁场方式，则在被检测体101周围的空间中在与其体轴垂直的方向上产生均匀的静磁场，如果是水平磁场方式，则在体轴方向上产生均匀的静磁场，因此具备配置在被检测体101周围的永磁铁方式、常电导方式、或超导方式的静磁场产生源。
倾斜磁场产生系统130具备在作为MRI装置100的坐标系(装置坐标系)的X、Y、Z的3轴方向上卷绕的倾斜磁场线圈131、驱动各个倾斜磁场线圈的倾斜磁场电源132，通过依照来自后述的序列发生器140的命令驱动各个倾斜磁场线圈131的倾斜磁场电源132，而在X、Y、Z的3轴方向上施加倾斜磁场Gx、Gy、Gz。
在摄影时，向与切片面(摄影断面)垂直的方向施加切片方向倾斜磁场脉冲，设定与被检测体101对应的切片面，在与该切片面垂直、并且相互垂直的剩余的2个方向上施加相位编码方向倾斜磁场脉冲和频率编码方向倾斜磁场脉冲，对回波信号编码各个方向的位置信息。
发送系统150为了使构成被检测体101的生物体组织的原子的原子核自旋产生核磁共振，向被检测体101照射高频磁场脉冲(以下称为“RF脉冲”)，具备高频振荡器(合成器)152、调制器153、高频放大器154、发送侧的高频线圈(发送线圈)151。高频振荡器152生成并输出RF脉冲。
调制器153按照基于来自序列发生器140的指令的定时对输出的RF脉冲进行振幅调制，高频放大器154对该振幅调制后的RF脉冲进行放大，供给到与被检测体101接近配置的发送线圈151。发送线圈151向被检测体101照射所供给的RF脉冲。
接收系统160检测通过构成被检测体101的生物体组织的原子核自旋的核磁共振而释放的核磁共振信号(回波信号、NMR信号)，具备接收侧的高频线圈(接收线圈)161、信号放大器162、正交相位检波器163、A/D变换器164。接收线圈161与被检测体101接近地配置，检测由于从发送线圈151照射的电磁波而感应出的被检测体101的响应的NMR信号。检测出的NMR信号在通过信号放大器162放大后，按照基于来自序列发生器140的指令的定时通过正交相位检波器163被分割为正交的两个系统的信号，各自通过A/D变换器164变换为数字量，发送到控制处理系统170。在本实施方式中，列举使用具有多个信道的接收线圈161的情况为例子进行说明。
序列发生器140依照来自控制处理系统170的指示，施加RF脉冲和倾斜磁场脉冲。具体地说，依照来自控制处理系统170的指示，向发送系统150、倾斜磁场产生系统130以及接收系统160发送被检测体101的断层图像的数据收集所需要的各种命令。
控制处理系统170进行MRI装置100整体的控制、各种数据处理等的运算、处理结果的显示和保存等，具备CPU171、存储装置172、显示装置173、输入装置174。存储装置172由硬盘等内部存储装置、外置硬盘、光盘、磁盘等外部存储装置构成。显示装置173是CRT、液晶等显示器装置。输入装置174是MRI装置100的各种控制信息、通过控制处理系统170进行的处理的控制信息的输入的接口，例如具备轨迹球或鼠标、键盘。接近显示装置173地配置输入装置174。操作者一边看着显示装置173，一边通过输入装置174交互地输入MRI装置100的各种处理所需要的指示、数据。
CPU171依照操作者输入的指示，执行预先保存在存储装置172中的程序，由此实现MRI装置100的动作的控制、各种数据处理等控制处理系统170的各处理。依照预先保存在存储装置中的脉冲序列，进行对上述序列发生器140的指示。另外，如果向控制处理系统170输入来自接收系统160的数据，则CPU171执行信号处理、图像重构处理等，将作为其结果的被检测体101的断层像显示在显示装置173，并且存储在存储装置172。
发送线圈151和倾斜磁场线圈131被设置在插入被检测体101的静磁场产生系统120的静磁场空间内，如果是垂直磁场方式则与被检测体101相对，如果是水平磁场方式则围住被检测体101。另外，接收线圈161被设置得与被检测体101相对或围住。
现在，在临床普及的MRI装置的摄像对象原子核种类是作为被检测体101的主要构成物质的氢原子核(质子)。在MRI装置100中，对与质子密度的空间分布、激励状态的缓和时间的空间分布有关的信息进行图像化，由此二维或三维地摄像人体头部、腹部、四肢等的形态或功能。
<径向采样法>
在本实施方式中，作为用于得到图像的测量，使用非正交系采样法中的径向采样法。在径向采样法中，以k空间的原点为中心，一边改变旋转角一边放射状地配置回波信号。将采样回波信号而得到的测量数据群称为刀锋(Blade)。
在径向采样法中，有以下的2种：(1)将不附加相位编码的一个回波信号配置为刀锋；(2)将附加了相位编码的回波信号群配置为刀锋。在此，在区别两者的情况下，将(1)称为径向扫描，将(2)称为混合径向扫描。在包括两者来说明的情况下，称为径向采样法。
在图2(a)和图2(b)中表示径向扫描和混合径向扫描的k空间轨迹的示意图。图2(a)是基于径向扫描的k空间的轨迹611，图2(b)是基于混合径向扫描的k空间的轨迹612。以抑制在被检测体101移动的情况下产生的伪影为目的而使用这些径向采样法。
在径向采样法中，如上述那样，将不同角度的刀锋彼此重叠地配置在k空间中。如果回波信号的峰值位置从原点偏离，刀锋间的位置关系变得不适当，则产生伪影或产生亮度模糊，画质劣化。
图3(a)是示意地表示刀锋630间的位置关系适当的情况下的k空间的数据配置621的图，图3(b)是示意地表示刀锋630间的位置关系不适当的情况下的k空间的数据配置622的图。图中的黑点表示径向采样法的采样点。
<产生位置关系不匹配的因素>
由于回波信号的峰值位置从原点偏离(偏移)，而产生刀锋630的位置偏差。在该峰值位置的偏移的产生因素中，有读出倾斜磁场脉冲的施加面积误差、静磁场不均匀、接收线圈161的灵敏度分布。
由于涡电流、倾斜磁场产生系统的响应的不完全性而产生读出倾斜磁场脉冲的施加面积误差。如果产生读出倾斜磁场脉冲的施加面积误差，则取得的回波信号向频率编码方向偏移。在径向采样法中，对于每个刀锋，X、Y、Z的3轴的倾斜磁场产生系统的输出比率不同，因此频率编码方向的偏移量对于每个刀锋不同。因此，因读出倾斜磁场的施加面积误差造成的偏移是动态误差，成为刀锋间的位置关系的不匹配的因素。
依存于静磁场产生系统的形状、配置在静磁场产生系统内的被检测体101的形状等而产生静磁场不均匀。静磁场不均匀另外还使回波信号在k空间上偏移。
静磁场不均匀与倾斜磁场无关，因此因静磁场不均匀造成的回波信号的偏移量和方向对于全部刀锋是共通的。因此，因静磁场不均匀造成的偏移是静态误差，刀锋间的位置关系不由于该误差产生不匹配。
接收线圈161的灵敏度分布由接收线圈161的形状所决定，线圈直径越小则具有越陡峭的灵敏度分布。一般接收的信号的相位与相对于接收线圈161的距离对应地变化。其结果是其也作为k空间上的回波信号的偏移而表现。因接收线圈161产生的回波信号的偏移量和方向对于全部刀锋也是共通的。因此，因接收线圈161的灵敏度分布造成的偏移是静态误差，刀锋间的位置关系不由于该误差产生不匹配。
在不区别动态误差和静态误差地进行处理的情况下，在因静态误差造成的偏移的方向与频率编码方向一致的刀锋中，对静态误差也进行修正，在因静态误差造成的偏移的方向与频率编码方向不一致的刀锋中，不对静态误差进行修正。在k空间上，静态误差对全部刀锋赋予相同的偏移量。与其无关地对于每个刀锋，静态误差的修正的程度变化，因此无法正确地修正刀锋间的位置关系。
本实施方式的目的在于：提供一种MRI装置，其只对刀锋间的位置关系产生不匹配的偏移分量、即动态误差进行修正，在以下的3个情况的任意一个情况下：(1)混合存在动态误差和静态误差的情况；(2)使用具有局部的灵敏度分布的接收线圈161进行摄像的情况；以及(3)使用如梯度回波序列那样容易受到静磁场不均匀的影响的脉冲序列的情况，都能够通过径向扫描法得到良好的图像。
<控制处理系统的功能结构>
为了实现它，本实施方式的控制处理系统170如图4所示，具备进行误差测量处理的误差测量部201、进行偏移量计算处理的偏移量计算部202、进行k空间坐标计算处理的k空间坐标计算部203、进行径向扫描重构处理的重构部204、执行图像取得序列并取得用于重构图像的回波信号群的图像测量部205。
通过由CPU171将预先存储在存储装置172中的程序装载到存储器并执行，而实现控制处理系统170的这些各部的功能。
将各处理所使用的数据、在处理的过程中产生的数据、处理后产生的数据存储在存储装置172中。
图像测量部205进行用于取得诊断所使用的图像的测量(以后称为图像取得序列)。在本实施方式中，依照径向采样法的脉冲序列控制各部，收集回波信号(图像回波群215)并配置在k空间中。在各部的控制中还包含读出倾斜磁场脉冲的施加。在本实施方式中，对每个刀锋调整MRI装置100所固有的装置坐标系的X、Y、Z的3轴方向的倾斜磁场产生系统的输出比率，生成读出倾斜磁场脉冲。
具体地说，控制读出倾斜磁场脉冲的施加，使得沿着按照围绕k空间内的预定的基准点(例如原点)而以不同的角度使具有一个以上的平行直线状扫描轨迹的刀锋旋转所得到的多个扫描轨迹来配置回波信号，执行图像取得序列。然后，采样所配置的回波信号，得到测量数据的非正交坐标系的坐标。
重构部204通过公知的径向扫描重构处理，根据通过图像取得序列得到的测量数据重构图像。即，通过网格化而将测量数据再配置在正交坐标系k空间中，使用再配置后的数据重构图像。在本实施方式中，在进行网格化时使用后述的修正k空间坐标214。
误差测量部201测量用于取得用于计算静态误差和动态误差的数据(误差测量回波群212)(误差测量)(误差测量处理)。使用图像取得序列所使用的读出倾斜磁场脉冲的波形即读出倾斜磁场波形211进行误差测量。另外，与图像取得序列的控制分别地，在图像取得序列之前进行误差测量处理。将在后面详细说明本处理。
偏移量计算部202从误差测量回波群212中分离使回波信号在k空间上的位置偏移的多个因素，计算每个刀锋的偏移量。在此，计算回波信号的偏移量中的动态误差、即对每个刀锋不同的偏移量分量(以下也简称为偏移量)。在本实施方式的偏移量计算部202中，作为偏移量计算处理，对X轴、Y轴、Z轴分别计算该偏移量(X、Y、Z轴偏移量213)。因读出倾斜磁场脉冲的施加面积误差而产生所计算的偏移量。另外，使用作为误差测量处理的结果而得到的误差测量回波群212来进行计算。将在后面详细说明本处理。
k空间坐标计算部203反映由偏移量计算部202所计算出的X、Y、Z轴偏移量213，修正正式摄影的测量数据在非正交系k空间中的坐标，计算修正k空间坐标214(k空间坐标计算处理)。在此，根据X、Y、Z轴偏移量213计算每个刀锋的频率编码方向的偏移量，将计算出的偏移量与图像取得序列中得到的对应的刀锋的测量数据的k空间坐标相加，得到修正k空间坐标214。将在后面详细说明本处理。
误差测量部201、偏移量计算部202、k空间坐标计算部203是本实施方式的特征性结构。以下，详细说明这些各部的处理。
<误差测量处理>
首先，使用图5所示的流程图，与处理的流程一起详细说明误差测量部201的误差测量处理。与用户的指示对应地开始本处理。
首先，从存储装置172取得在图像取得序列中使用的读出倾斜磁场波形211(处理S1110)。
接着，依照用于取得误差测量用的回波信号的序列(误差测量序列)，向序列发生器140发出指示，执行误差测量(处理S1120)。在本实施方式中，作为误差测量，将施加轴改变为X轴、Y轴、Z轴而执行向预定的轴方向以正极性施加与在图像取得序列中使用的读出倾斜磁场脉冲具有相同的脉冲形状的读出倾斜磁场脉冲而得到正极性回波信号的正极性读出倾斜磁场脉冲序列、以及向相同轴方向以负极性施加该脉冲而得到负极性回波信号的负极性读出倾斜磁场脉冲序列。向与读出倾斜磁场脉冲的施加轴不同的轴施加切片选择倾斜磁场脉冲，该切片选择倾斜磁场脉冲的极性不依存于读出倾斜磁场脉冲的极性而是固定的。另外，将误差测量序列预先存储在存储装置172中。
此外，在误差测量序列中，读出倾斜磁场脉冲的施加次数和施加定时与图像取得序列的相匹配。例如在图像取得序列是多回波测量的情况下，误差测量序列的正极性读出倾斜磁场脉冲序列和负极性读出倾斜磁场脉冲序列都分别为多回波数为相同数量的多回波测量。另外，得到多回波数量的TE不同的正极性回波信号和负极性回波信号的组。另外，在接收线圈161是多信道的情况下，对每个信道得到正极性回波信号和负极性回波信号。
在图6(a)和图6(b)中表示在此执行的误差测量序列的脉冲图案的一个例子。图6(a)是正极性读出倾斜磁场脉冲序列310的例子，图6(b)是负极性读出倾斜磁场脉冲序列320的例子。在此，示例按照自旋回波序列在多回波数为2的多回波测量中向X轴方向施加读出倾斜磁场脉冲的情况的脉冲图案。图中为了简化而省略破碎脉冲等。
首先，与RF脉冲301一起向与读出倾斜磁场脉冲的施加轴不同的轴(在此为Z轴)施加切片选择倾斜磁场脉冲303。然后，与切片选择倾斜磁场脉冲303一起施加RF脉冲302。在此，RF脉冲301是90度脉冲，RF脉冲302是180度脉冲，切片选择倾斜磁场脉冲303的形状与图像取得序列的该脉冲相同。
然后，在正极性读出倾斜磁场脉冲序列310中，一边分别正极性地施加读出倾斜磁场脉冲304-1和304-2，一边取得正极性回波信号305-1和305-2。另一方面，在负极性读出倾斜磁场脉冲序列320中，一边分别反极性(负极性)地施加读出倾斜磁场脉冲314-1和314-2，一边取得负极性回波信号315-1和315-2。此外，以下在不需要特别区别的情况下，分别用读出倾斜磁场脉冲304(304-1、304-2)、正极性回波信号305(305-1、305-2)、读出倾斜磁场脉冲314(314-1、314-2)、负极性回波信号315(315-1、315-2)代表。
这样，本实施方式的误差测量序列具备：正极性地施加与在图像取得序列的多回波测量中使用的全部读出倾斜磁场脉冲具有相同的脉冲形状的读出倾斜磁场脉冲，分别取得正极性回波信号的正极性读出倾斜磁场脉冲序列310；负极性地施加与在图像取得序列的多回波测量中使用的全部读出倾斜磁场脉冲具有相同的脉冲形状的读出倾斜磁场脉冲，分别取得负极性回波信号的负极性读出倾斜磁场脉冲序列320。
本实施方式的误差测量部201在处理S1120的误差测量处理中，对各轴执行正极性读出倾斜磁场脉冲序列310和负极性读出倾斜磁场脉冲320，分别取得正极性回波信号和负极性回波信号。
即，执行向X轴方向施加正极性的读出倾斜磁场脉冲304的正极性读出倾斜磁场脉冲序列310(处理S1121)，执行向X轴方向施加负极性的读出倾斜磁场脉冲314的负极性读出倾斜磁场脉冲序列320(处理S1122)，执行向Y轴方向施加正极性的读出倾斜磁场脉冲304的正极性读出倾斜磁场脉冲序列310(处理S1123)，执行向Y轴方向施加负极性的读出倾斜磁场脉冲314的负极性读出倾斜磁场脉冲序列320(处理S1124)，执行向Z轴方向施加正极性的读出倾斜磁场脉冲304的正极性读出倾斜磁场脉冲序列310(处理S1125)，执行向Z轴方向施加负极性的读出倾斜磁场脉冲314的负极性读出倾斜磁场脉冲序列320(处理S1126)。
此外，向与读出倾斜磁场脉冲304的施加方向不同的轴的方向施加切片选择倾斜磁场脉冲303即可。在图6(a)和图6(b)中示例向Z轴方向施加的情况，但也可以是Y轴方向。向其他轴方向施加读出倾斜磁场脉冲304的情况也同样地，向该轴以外的轴方向施加切片选择倾斜磁场脉冲303。
另外，在图6(a)和图6(b)中示出将成为误差测量序列的基础的脉冲序列设为自旋回波序列的情况，但在梯度回波序列、高速自旋回波序列中也同样。即，向进行误差的测量的轴施加与图像取得序列相同的读出倾斜磁场脉冲，向其他轴施加与图像取得序列相同的切片选择倾斜磁场脉冲即可。
然后，误差测量部201将在处理S1120的误差测量处理中得到的回波信号群作为误差测量回波群212写入到存储装置172(处理S1130)。此外，如果是每个轴的、并且是多回波测量，如果是每个回波的、并且是多信道，则误差测量回波群212由每个信道的正极的回波信号和负极的回波信号构成。
<偏移量计算处理>
接着，使用图7所示的流程图说明偏移量计算部202的偏移量计算处理。
在本实施方式中，根据对正极性回波信号进行傅立叶变换得到的正极性数据和对负极性回波信号进行傅立叶变换得到的负极性数据之间的相位差，得到上述偏移量。这时，根据该相位差的一次的斜率，计算偏移量。在接收线圈161是多信道的情况下，将对每个信道计算出的偏移量作为偏移量候选，同时计算偏移量候选的计算精度，将计算精度最高的信道的偏移量候选作为偏移量。此外，在多回波测量的情况下，针对多个TE不同的正极性回波信号和负极性回波信号，对每个TE计算偏移量。
首先，从存储装置172读入所记录的误差测量回波群212(处理S1201)。这时，在误差测量序列是高速自旋回波序列，有零相位编码以外的回波信号的情况下，也可以删除这些回波信号。
接着，在频率编码方向(读出编码方向)上对读入的全部误差测量回波群212进行傅立叶变换(处理S1202)。
接着，在重复循环S1203中，对X、Y、Z的各轴重复进行重复循环S1204的处理。另外，在重复循环S1204中，对多回波的每个回波重复进行重复循环S1205的处理、处理S1209以及处理S1210。另外，在重复循环S1205中，以接收信道数次地重复进行处理S1206～处理S1208的处理。
然后，提取出从在处理S1202中进行傅立叶变换后的回波信号中的成为当前处理对象的轴的正极性回波信号而得到的正极数据和从负极性回波信号得到的负极数据，计算两者的相位差(复数的相位差数据)(处理S1206)。
在设正极数据为ΔD+(i)、负极数据为ΔD-(i)时，使用以下的式(1)计算复数的相位差数据ΔD(i)。
[数学式1]
根据以下的式(2)求出标量值的相位差数据的相位Δφ(i)。
[数学式2]
在此。ΔDR(i)和ΔDI(i)分别表示复数的相位差数据ΔD(i)的实部和虚部。
取得从正极性回波信号和负极性回波信号得到的数据之间的相位差的理由如下。如果设因读出倾斜磁场脉冲的面积误差造成的相位误差分量为ΔPR(i)，因倾斜磁场脉冲的偏移造成的相位误差分量为ΔPB0(i)，因接收线圈161的相位分布造成的相位误差分量为ΔPC(i)，则用以下的式(3)表示施加正极性的读出倾斜磁场脉冲而测量出的回波信号在图像空间中的相位轮廓φ+(i)、以及施加负极性的读出倾斜磁场脉冲而测量出的回波信号的该相位轮廓φ-(i)。
[数学式3]
在此，i是在频率编码方向上对测量出的回波信号进行傅立叶变换后的图像空间中的数据点编号。
此外，式(3)中的ΔPR(i)、ΔPB0(i)具有对多回波的每个回波不同的值。另外，由于根据测量轴的方向而影响不同，因此式(3)中的ΔPB0(i)具有对每个轴不同的值。另外，式(3)中的ΔPC(i)具有对接收线圈161的每个信道不同的值。因此，φ+(i)、φ-(i)针对多回波的每个回波、每个轴以及每个接收信道具有不同的值。
如果对式(3)的2个式子取得差分，则能够只提取出作为动态误差的、因读出倾斜磁场脉冲的施加面积误差造成的相位误差分量ΔPR(i)。用以下的式(4)表示ΔPR(i)。
[数学式4]
因此，如果使用该ΔPR(i)修正各刀锋在k空间上的位置，则刀锋间的位置关系不会产生不匹配。此外，ΔPB0(i)和ΔPC(i)的相位误差分量是静态误差，对全部刀锋共通，因此即使不修正，刀锋间的位置关系也不产生不匹配。
接着，为了求出ΔPR(i)的一次的斜率，针对相位差结果进行一次直线的拟合(处理S1207)。这是因为图像空间中的相位的斜率与k空间中的回波信号的偏移量对应。拟合处理使用最小二乘法。即，将拟合的一次直线设为以下的式(5)，根据以下的式(6)计算该式的一次系数a1和0次系数a0。
[数学式5]
ΔΦ′(i)＝ai·i+a0···(5)
在此，N是相位差数据的数据个数。
此外，在一次直线的拟合中，也可以为了无视噪声区域而利用绝对值信息来确定有效的数据范围。另外，也可以使用修正汤普森法等降低噪声的影响。
接着，对接收线圈161的每个信道计算在处理S1207中拟合的一次直线的拟合精度(处理S1208)。
根据以下的式(7)和式(8)计算接收线圈161的每个信道的一次直线的拟合精度R(ch)。
[数学式6]
δΦ(i)＝ΔΦ(i)－ΔΦ′(i)···(8)
在此，ch表示接收线圈161的信道编号。
在执行到处理S1208为止，跳过重复循环S1205后，设定k空间中的偏移量(处理S1209)。在偏移量的设定中，从在处理S1207中计算出的一次系数a1中，选取在处理S1208中计算出的一次直线的拟合精度R(ch)最高的信道编号的一次系数a1，依照式(9)将其换算为k空间中的偏移量d。
[数学式7]
然后，对每个轴、多回波的每个回波区别地将在处理S1209中设定为偏移量的值记录到存储装置172中(处理S1210)。
<k空间坐标计算处理>
接着，使用图8所示的流程图说明k空间坐标计算部203的k空间坐标计算处理。如上述那样，k空间坐标计算部203反映由偏移量计算部202计算出的X、Y、Z轴偏移量213，计算正式摄影的测量数据在非正交系k空间中的修正k空间坐标214。通过将X、Y、Z轴偏移量213变换为每个刀锋的频率编码方向的偏移量和相位编码方向的偏移量，将其与在图像取得序列中取得的测量数据的k空间坐标相加，得到修正k空间坐标214。在多回波测量的情况下，对每个回波计算修正k空间坐标214。
首先，在处理S1301中，偏移量计算部202读出在偏移量计算处理中记录的X、Y、Z轴各自的多回波的每个回波的X、Y、Z轴偏移量213(步骤S1301)。
接着，在重复循环S1302中，对多回波的每个回波重复进行重复循环S1303内的处理。然后，在重复循环S1303中，对每个刀锋实施处理S1304和处理S1305的处理。
将X、Y、Z轴各轴方向的偏移量变换为各刀锋中的频率编码方向的偏移量df和相位编码方向的偏移量dp(处理S1304)。根据以下的式(10)计算偏移量df、dp。
[数学式8]
在此，ROM是将测量坐标系(切片、相位、频率编码方向)变换为装置坐标系(X、Y、Z轴)的倾斜矩阵。在此，为了将使用式(9)对装置坐标系的各轴计算出的偏移量dx、dy、dx变换为测量坐标系，而乘以倾斜矩阵的逆矩阵。此外，倾斜矩阵是旋转矩阵，因此其逆矩阵与转置矩阵相等。另外，bl是刀锋编号，θ(bl)是第bl个刀锋的角度。
接着，使用计算出的各刀锋的偏移量df、dp，计算该刀锋的修正k空间坐标214(处理S1305)。这时，修正k空间坐标(F、P)依照下式(11)、(12)。
[数学式9]
在此，在式(11)和式(12)中使用的各记号的含义如下。
n：刀锋内频率编码方向坐标值[数据点编号]
e：刀锋内相位编码方向坐标值[数据点编号]
bl：刀锋编号[-]
DataPoints：回波信号的数据个数[数据点编号]
p：相位编码编号
θ(bl)：第bl个刀锋角度[rad]
df(θ(bl))第bl个刀锋在测量坐标系中的频率编码方向的偏移量[pixels]
dp(θ(bl))第bl个刀锋在测量坐标系中的相位编码方向的偏移量[pixels]
最后，在处理S1306中，将计算出的每个回波、每个刀锋的修正k空间坐标记录到存储装置172中。
<测量处理的流程>
最后，在图9中表示本实施方式的控制处理系统170的各装置的本实施方式的测量处理的流程。
误差测量部201进行以下的误差测量处理，即读出读出倾斜磁场波形211，正极性地施加脉冲波形与在图像取得序列中使用的读出倾斜磁场脉冲相同的倾斜磁场脉冲而得到正极性回波信号，并且负极性地施加上述倾斜磁场脉冲而得到负极性回波信号(步骤S1001)。对X轴、Y轴、Z轴分别取得这些正极性回波信号和负极性回波信号，作为误差测量回波群212保存在存储装置172中。
偏移量计算部202使用保存为误差测量回波群212的正极性回波信号和负极性回波信号，计算回波信号的偏移量中的对每个刀锋不同的偏移量作为X、Y、Z轴偏移量213(步骤S1002)。在此，对X轴、Y轴、Z轴分别进行计算，作为X、Y、Z轴偏移量213保存在存储装置172中。
k空间坐标计算部203反映偏移量，计算根据在图像取得序列中测量的回波信号得到的测量数据的修正k空间坐标(步骤S1003)。
图像测量部205使用径向采样法，执行图像取得序列(步骤S1004)，得到测量数据并配置在k空间中(步骤S1005)。
重构部204使用上述修正k空间坐标作为k空间坐标，根据测量数据重构图像(步骤S1006)。
以下，在图10和图11中表示本实施方式的效果的一个例子。图10(a)和图10(b)是使用自旋回波序列和局部RF接收线圈进行摄像所得的图像。图10(a)是通过现有方法得到的图像411。在此，根据通过施加单一极性的读出倾斜磁场脉冲而取得的回波信号的相位分布求出偏移量，反映所求出的偏移量地进行了重构处理。图10(b)是通过本实施方式的方法得到的图像412。可知在该图10(b)中减少了在图10(a)中用箭头表示的伪影。
图11(a)和图11(b)是通过容易受到静磁场不均匀的影响的梯度回波序列摄像所得的图像421和图像422。图11(a)是通过与图10(a)相同的现有方法得到的图像421。图11(b)是通过本实施方式的方法得到的图像422。可知图11(b)与图11(a)相比降低了图像的亮度模糊，得到高质量的图像。
如以上说明的那样，本实施方式的MRI装置100具备：图像测量部205，其依照径向采样法的脉冲序列，控制读出倾斜磁场脉冲的施加，执行测量用于重构图像的回波信号的图像取得序列，得到测量数据；偏移量计算部202，其分离使上述回波信号在k空间上的位置偏移的多个因素，计算每个刀锋的偏移量；k空间坐标计算部203，其反映上述计算出的偏移量地修正上述测量数据在非正交坐标系k空间中的坐标，计算修正k空间坐标；重构部204，其根据上述修正k空间坐标，将上述测量数据再配置到正交坐标系k空间中，重构图像。
另外，偏移量计算部202也可以根据正极性地施加与在上述图像取得序列中使用的读出倾斜磁场脉冲具有相同的脉冲形状的读出倾斜磁场脉冲而得到的正极性回波信号、负极性地施加而得到的负极性回波信号，计算上述偏移量。另外，也可以是上述偏移量计算部202针对该磁共振成像装置100的X轴、Y轴、Z轴分别计算上述偏移量，上述k空间坐标计算部203根据上述每个轴的偏移量，计算上述每个刀锋的频率编码方向的偏移量，加上与在上述图像取得序列中得到的上述测量数据的k空间坐标对应的频率编码方向的偏移量，由此得到上述修正k空间坐标。
另外，也可以还具备：误差测量部201，其执行得到上述正极性回波信号和上述负极性回波信号的误差测量序列，其中，在上述图像取得序列中使用的脉冲序列是在施加一次激励脉冲后取得多个回波信号的多回波测量的序列，上述误差测量序列具备：正极性地施加与在上述多回波测量的序列中使用的全部读出倾斜磁场脉冲具有相同的脉冲形状的读出倾斜磁场脉冲，分别取得上述正极性回波信号的正极性读出倾斜磁场脉冲序列；负极性地施加与在上述多回波测量的序列中使用的全部读出倾斜磁场脉冲具有相同的脉冲形状的读出倾斜磁场脉冲，分别取得上述负极性回波信号的负极性读出倾斜磁场脉冲序列，上述偏移量计算部202对回波时间相同的上述正极性回波信号和上述负极性回波信号的每个组分别计算上述偏移量。
这样在本实施方式中，作为与图像取得序列不同的测量，针对MRI装置100的X轴、Y轴、Z轴方向分别执行将极性设为正地施加与图像取得序列相同的读出倾斜磁场脉冲形状的读出倾斜磁场脉冲而取得正极性回波信号的序列、以及将极性设为负地施加而取得负极性回波信号的序列。另外，针对X、Y、Z的各轴，在对正极性回波信号和负极性回波信号进行傅立叶变换后进行相位差分，对其相位差分结果拟合一次直线，计算k空间上的回波信号的X、Y、Z轴各轴的偏移量。与图像取得序列的各刀锋的角度对应地(即与对各刀锋施加的各轴的倾斜磁场强度对应地)，将计算出的X、Y、Z的各轴的偏移量展开到测量平面(即，得到每个刀锋的频率编码方向的偏移量和相位编码方向的偏移量)。然后，将展开到测量平面的偏移量与在图像取得序列时将各回波信号配置在k空间时的坐标相加。由此，在本实施方式中，排除因静态误差造成的偏移量而只修正因动态误差造成的偏移量。
如此前说明的那样，在根据从单一极性的读出倾斜磁场取得的回波信号的相位分布求出偏移量的专利文献1所示的方法中，无法分离静态误差和动态误差，因此静态误差的修正的程度对每个刀锋变化，无法正确地修正刀锋间的位置关系。与此相对，在本实施方式中，通过分离动态误差和静态误差并只修正动态误差，能够消除刀锋间的位置关系的不匹配。
另外，在同一专利文献1所示的方法中，回波信号必须是具有单一峰值的形状，但在本实施方式中，根据改变读出倾斜磁场脉冲的极性而得到的2个回波信号的相位差求出偏移量，因此即使是任意形状的回波信号，都能够适当地计算偏移量。因此，即使在使用具有容易受到静磁场不均匀的影响的梯度序列、局部的灵敏度分布的接收线圈161进行测量的情况下，也能够计算适当的偏移量。
另外，在使用回波信号的峰值位置的时间性变化的方法中，前提必须为回波信号的形状不随着时间变化，但在本实施方式中，根据改变读出倾斜磁场脉冲的极性而得到的2个回波信号的相位差而分离求出静态误差和动态误差，因此不需要该前提。
根据以上说明，本实施方式在以下的3个情况的任意一个情况下：(1)混合存在动态误差和静态误差的情况；(2)使用具有局部的灵敏度分布的接收线圈161进行摄像的情况；以及(3)使用如梯度回波序列那样容易受到静磁场不均匀的影响的脉冲序列的情况，都能够降低刀锋的位置相关的误差，将刀锋适当地配置到k空间中，能够抑制伪影、亮度模糊的产生。因此，能够得到径向扫描法的良好的图像。
<第二实施方式>
接着，说明应用本发明的第二实施方式。在第一实施方式中，在多回波测量的情况下，对全部回波计算偏移量和修正k空间坐标，但在本实施方式中，只对必要最小限的回波计算偏移量和修正k空间坐标，缩短多回波测量中的误差测量的时间。
在本实施方式中，在多回波测量中，针对k空间上的偏移量大致相同的回波信号，将偏移量的计算限定为一次。在为了使摄像对象的T2值、T2*值可视化而进行的回波数多的多回波测量中特别有效。
本实施方式的MRI装置基本上具有与第一实施方式的MRI装置100相同的结构。另外，摄像处理整体的流程也与第一实施方式相同。但是，为了限定用于偏移量的计算的回波数，误差测量部201的结构不同。以下，着眼于与第一实施方式不同的结构说明本实施方式。
本实施方式的误差测量部201在误差测量控制处理中，在取得了读出倾斜磁场波形211后，删除不必要的多回波测量部分，生成误差测量序列。不必要的多回波测量部分是指取得k空间上的偏移量大致相同的回波信号的部分。
涡电流使得产生倾斜磁场的施加面积误差，使回波信号偏移。例如，在多回波测量中，对于涡电流的影响相同的回波信号，k空间上的回波信号的偏移量也相同。因此，在本实施方式中，根据涡电流的影响是否相同来判别偏移量是否相同。例如使用残留的涡电流的时间常数来进行该判别。
在图12(a)中表示图像取得序列所使用的多回波测量的脉冲序列510。在此，示例向Z轴方向施加切片选择倾斜磁场脉冲503，向X轴方向施加读出倾斜磁场脉冲504的情况。另外，用虚线表示涡电流的情况。
涡电流的影响的大小，可以根据其时间常数来判断。在此，如以下的式13那样用指数函数表现涡电流。
[数学式10]
在此，EddyCurrent(t)是涡电流的函数，α是涡电流的振幅增益，τ是涡电流的时间常数。
例如，如果涡电流的振幅为1％以下，也可以设为可以无视其影响地设置基准。振幅成为1％以下所需要的时间是时间常数τ的约5倍的时间。
在设置这样的基准的情况下，可以根据以下的式(14)计算涡电流的影响相等的最小的回波编号n(n为1以上的整数)。
[数学式11]
在此，Round_up()是舍入小数点以下而取整数的函数，IET是脉冲序列的回波间隔时间。此外，τ使用已知的值，例如可以使用MRI装置保证的最短的涡电流的时间常数。
在图12(a)中，图示涡电流的时间常数为IET的1/5以下、即n＝2的情况。在本例子中，可以看作回波编号为2以后的回波信号受到相同的涡电流的影响。因此，必须在误差测量中测定的多回波数为2以内。
本实施方式的误差测量部201如图12(b)所示，将脉冲序列的省略了取得必要的回波数以后的脉冲的部分作为误差测量序列的基本序列520。然后，作为误差测量序列，执行正极性地施加该基本序列的读出倾斜磁场脉冲而取得正极性回波信号的正极性读出倾斜磁场脉冲序列、负极性地施加而取得负极性回波信号的负极性读出倾斜磁场脉冲序列。
即，本实施方式的误差测量序列具备：在图像取得序列的多回波测量中使用的读出倾斜磁场脉冲中，针对脉冲形状不同的读出倾斜磁场脉冲，分别正极性地施加与该读出倾斜磁场脉冲具有相同的脉冲形状的读出倾斜磁场脉冲，分别取得正极性回波信号的正极性读出倾斜磁场脉冲序列；分别负极性地施加在正极性读出倾斜磁场脉冲序列中施加的读出倾斜磁场脉冲，分别取得负极性回波信号的负极性读出倾斜磁场脉冲序列。
本实施方式的误差测量部201在执行误差测量序列之前，决定在上述方法中执行的误差测量序列。然后，使用所决定的误差测量序列，与第一实施方式同样地，得到误差测量回波群212，并存储到存储装置172中。这时，在本实施方式中，与多回波编号对应地进行存储。
在接着的偏移量计算部202的偏移量计算处理中，处理的流程基本上与第一实施方式相同。但是，只根据所取得的正极性回波信号和负极性回波信号计算偏移量。在本实施方式中，也针对多个、回波时间(TE)不同的正极性回波信号和负极性回波信号，对每个TE计算偏移量。因此，重复循环S1204的重复次数不是多回波测量的多回波数，而是误差测量部201根据上述式(14)计算出的n。然后，与多回波编号对应地存储结果。
另外，在接着的k空间坐标计算部203的k空间坐标计算处理中，也只根据计算出的偏移量计算修正k空间坐标。因此，将重复循环S1302的重复数设为根据式(14)计算出的n来执行。然后，与多回波编号对应地存储结果。
在重构部204的重构处理中，针对没有计算出修正k空间坐标的多回波编号的测量数据，使用涡电流对所施加的读出倾斜磁场脉冲的影响相同的多回波信号的修正k空间坐标进行重构。此外，没有计算出修正k空间坐标的多回波编号的测量数据，是没有与得到该多回波信号时施加的读出倾斜磁场脉冲对应地存储修正k空间坐标的多回波信号。例如，在上述例子中，在对多回波编号超过n的回波信号得到的测量数据进行处理的情况下，使用利用第n个多回波的偏移量制作的修正k空间坐标214。
如以上说明的那样，本实施方式的MRI装置100与第一实施方式同样地，具备执行图像取得序列的图像测量部205、偏移量计算部202、k空间坐标计算部203、重构部204、执行误差测量序列的误差测量部201。另外，在图像取得序列中使用的脉冲序列是在施加一次激励脉冲后取得多个回波信号的多回波测量的序列，上述误差测量序列具备：在上述多回波测量的序列中使用的读出倾斜磁场脉冲中，针对脉冲形状不同的读出倾斜磁场脉冲，分别正极性地施加与该读出倾斜磁场脉冲具有相同的脉冲形状的读出倾斜磁场脉冲，分别取得上述正极性回波信号的正极性读出倾斜磁场脉冲序列；分别负极性地施加在正极性读出倾斜磁场脉冲序列中施加的读出倾斜磁场脉冲，分别取得上述负极性回波信号的负极性读出倾斜磁场脉冲序列。这时，上述误差测量部201也可以将涡电流的影响相同的读出倾斜磁场脉冲作为上述具有相同脉冲形状的读出倾斜磁场脉冲。
另外，也可以是上述偏移量计算部202使用所取得的上述正极性回波信号和负极性回波信号，针对多个、TE不同的正极性回波信号和负极性回波信号，对每个TE计算上述偏移量，上述k空间坐标计算部203根据上述计算出的偏移量计算上述修正k空间坐标，上述重构部204针对在上述图像取得序列中得到的测量数据中的、施加没有计算出上述修正k空间坐标的图像取得序列的读出倾斜磁场脉冲而得到的测量数据，使用根据施加与该读出倾斜磁场脉冲具有相同的脉冲形状的读出倾斜磁场脉冲而取得的上述正极性回波信号和负极性回波信号计算出的上述修正k空间坐标，进行上述重构。
这样，根据本实施方式，与第一实施方式同样地，使用将极性设为正施加读出倾斜磁场脉冲形状与图像取得序列相同的读出倾斜磁场脉冲而得到的正极性回波信号、将极性设为负进行施加而得到的负极性回波信号，得到只对产生刀锋的位置误差的偏移量进行修正后的修正k空间坐标，使用它重构图像取得序列的图像。
因此，与第一实施方式同样地，通过分离静态误差和动态误差，只对动态误差进行修正，能够消除刀锋间的位置关系的不匹配。另外，与第一实施方式同样地，在使用具有容易受到静磁场不均匀的影响的梯度回波序列、局部的灵敏度分布的接收线圈161进行测量的情况下，不管回波信号的形状怎样变化，都能够计算适当的偏移量。
因此，与第一实施方式同样地，在以下的3个情况的任意一个下：(1)混合存在动态误差和静态误差的情况；(2)使用具有局部的灵敏度分布的接收线圈161进行摄像的情况；以及(3)使用如梯度回波序列那样容易受到静磁场不均匀的影响的脉冲序列的情况，都能够降低刀锋的位置关系的误差，将刀锋适当地配置在k空间中，能够抑制伪影、亮度模糊的产生。因此，能够得到径向扫描法的良好的图像。
另外，在第一实施方式中，在多回波测量的情况下，对全部的多回波的测量数据进行误差测量而计算偏移量，制作k空间坐标。与此相对，在本实施方式中，例如将涡电流的时间常数作为基准，只对必要范围内的多回波编号的测量数据进行该处理。因此，根据本实施方式，TR(重复时间)进而缩短省略了在误差测量序列中施加的脉冲的量，能够缩短误差测量的测量时间和到制作k空间坐标为止的处理时间。
另外，在本实施方式中，将涡电流的时间常数作为基准，限定了进行误差测量的多回波数，但并不限于此。例如也可以不只是涡电流，只要机械振动等引起误差磁场的分量是已知的，就使用它限定进行误差测量的多回波数。
另外，在上述各实施方式中，使用式(7)以及式(8)评价计算精度，设定接收信道的代表值，但并不限于该方法。例如也可以单纯地对在全部接收信道中计算出的一次系数a1进行平均，设定为k空间中的偏移量。
另外，在上述各实施方式中，对每个接收信道用一次直线近似相位差数据，计算k空间中的偏移量，但并不限于此。例如也可以在对全部的接收信道的回波数据进行复数合成的基础上，执行偏移量计算处理。在该情况下，能够省略偏移量计算处理中的重复循环S1205。
进而，在上述各实施方式中，在误差测量处理中，在得到全部误差测量回波群212后进行偏移量计算处理，但并不限于此。例如也可以构成为在得到与特定的轴有关的全部误差测量回波群212的时刻，计算该轴方向的偏移量。
此外，本发明并不限于上述实施方式。在k空间坐标的制作中反映的误差分量中也可以不只包含动态误差，还包含静态误差。
符号说明
100：MRI装置；101：被检测体；120：静磁场产生系统；130：倾斜磁场产生系统；131：倾斜磁场线圈；132：倾斜磁场电源；140：序列发生器；150：发送系统；151：发送线圈；152：高频振荡器；153：调制器；154：高频放大器；160：接收系统；161：接收线圈；162：信号放大器；163：正交相位检波器；164：A/D变换器；170：控制处理系统；171：CPU；172：存储装置；173：显示装置；174：输入装置；201：误差测量部；202：偏移量计算部；203：k空间坐标计算部；204：重构部；205：图像取得部；211：读出倾斜磁场波形；212：误差测量回波群；213：X、Y、Z轴偏移量；214：修正k空间坐标；215：图像用回波群；301：RF脉冲；302：RF脉冲；303：切片选择倾斜磁场脉冲；304-1：读出倾斜磁场脉冲；304-2：读出倾斜磁场脉冲；305-1：正极性回波信号；305-2：正极性回波信号；301：正极性读出倾斜磁场脉冲序列；314-1：读出倾斜磁场脉冲；314-2：读出倾斜磁场脉冲；315-1：负极性回波信号；315-2：负极性回波信号；320：负极性读出倾斜磁场脉冲序列；411：图像；412：图像；421：图像；422：图像；503：切片选择倾斜磁场脉冲；504：读出倾斜磁场脉冲；510：图像取得序列的脉冲图案；520：误差测量序列的脉冲图案；611：径向扫描的k空间轨迹；612：混合径向扫描的k空间轨迹；621：k空间的数据配置；622：k空间的数据配置；630：刀锋。