磁共振成像装置和高频线圈单元.pdf

1、10申请公布号CN101991416A43申请公布日20110330CN101991416ACN101991416A21申请号201010169299522申请日20100421200919137120090820JP201007075420100325JPA61B5/055200601G01R33/3420060171申请人株式会社东芝地址日本东京都申请人东芝医疗系统株式会社72发明人木村德典镰田光和74专利代理机构中国国际贸易促进委员会专利商标事务所11038代理人王永刚54发明名称磁共振成像装置和高频线圈单元57摘要提供一种磁共振成像装置和高频线圈单元，可以更简便且高精度地定量获得诊断图

2、像或作为表示病变部位的恶性程度的指标的物理量等的诊断信息。该磁共振成像装置，针对具有已知的扩散系数的体模进行扩散加强成像，测定体模的扩散系数，根据测得的扩散系数和已知的扩散系数取得修正数据，设定与针对体模的扩散加强成像相同的参数，对受检体进行扩散加强成像，根据得到的受检体的扩散加强成像数据和修正数据生成上述受检体的扩散系数图像。30优先权数据51INTCL19中华人民共和国国家知识产权局12发明专利申请权利要求书3页说明书20页附图13页CN101991416A1/3页21一种磁共振成像装置，其特征在于，包括修正数据取得单元，针对具有已知的扩散系数的体模进行扩散加强成像，测定上述体模的扩散系数

3、，根据测得的扩散系数和上述已知的扩散系数取得修正数据；以及图像生成单元，设定与针对上述体模的扩散加强成像相同的参数，对受检体进行扩散加强成像，根据得到的受检体的扩散加强成像数据和上述修正数据生成上述受检体的扩散系数图像。2如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述图像生成单元还根据上述扩散加强成像数据和上述修正数据生成各向异性比率图像。3如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述体模具有与上述受检体的拍摄区域实质相同的大小，上述修正数据取得单元通过与针对上述受检体的扩散加强成像独立地进行针对上述体模的扩散加强成像而取得上述修正数据。4如权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于上述

4、体模具有在空间上均匀分布的上述已知的扩散系数，上述修正数据取得单元根据测得的上述体模的扩散系数的空间分布与上述已知的扩散系数的均匀分布的误差，取得修正依赖于上述拍摄区域的空间位置的误差的上述修正数据；上述图像生成单元用上述修正数据生成与上述空间位置相应地修正了的上述受检体的扩散系数图像。5如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述体模配设在上述受检体的周围，上述修正数据取得单元与上述受检体同时进行针对上述体模的扩散加强成像而取得上述修正数据。6如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述体模由配设在上述受检体的周围的不同位置上的多个体模单元构成；上述修正数据取得单元与上述受检体同时进

5、行针对上述体模的扩散加强成像而取得上述修正数据。7如权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于上述各体模单元具有相同值的上述已知的扩散系数，上述修正数据取得单元根据测得的上述各体模单元的扩散系数与上述已知的扩散系数的误差，取得修正依赖于上述拍摄区域的空间位置的0次或一次的误差的上述修正数据；上述图像生成单元用上述修正数据生成与上述空间位置相应地修正了的上述受检体的扩散系数图像。8如权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于上述各体模单元具有分别不同的值的已知的扩散系数，上述修正数据取得单元根据测得的上述各体模单元的扩散系数与上述不同的值的已知的扩散系数的误差，求出修正依赖于扩散系数的大小的误差

6、的上述修正数据；权利要求书CN101991416A2/3页3上述图像生成单元用上述修正数据生成与上述扩散系数的大小相应地修正了的上述受检体的扩散系数图像。9如权利要求8所述的磁共振成像装置，其特征在于上述依赖于扩散系数的大小的误差是由在倾斜磁场线圈上施加的电流值与倾斜磁场的大小之间的非线性性质造成的误差。10如权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于各个上述体模单元构成为，具有不同的值的已知的扩散系数的多个子体模单元邻接配置，上述修正数据取得单元取得上述修正数据，该修正数据用于根据测得的上述各体模单元的扩散系数与上述已知的扩散系数的误差，修正依赖于上述拍摄区域的空间位置的0次或一次的误差，并

7、且根据测得的上述各子体模单元的扩散系数与上述不同的值的已知的扩散系数的误差，修正依赖于扩散系数的大小的误差；上述图像生成单元用上述修正数据生成与上述空间位置和上述扩散系数的大小相应地修正了的上述受检体的扩散系数图像。11如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述体模由配设在上述受检体的周围的多个第一体模、以及具有与上述受检体的拍摄区域实质相同的大小且具有在空间上均匀分布的扩散系数的第二体模构成；上述修正数据取得单元与上述受检体同时进行针对上述第一体模的第一扩散加强成像而取得第一修正数据，并与上述第一扩散加强成像独立地进行针对上述第二体模的第二扩散加强成像而取得第二修正数据；上述图像生成单

8、元根据通过上述第一扩散加强成像得到的上述受检体的扩散加强成像数据以及上述第一和第二修正数据生成上述受检体的扩散系数图像。12如权利要求11所述的磁共振成像装置，其特征在于上述第一修正数据是根据上述第一体模的各个位置上测得的扩散系数与上述已知的扩散系数的误差求出的修正数据，上述第二修正数据是根据测得的上述第二体模的扩散系数的空间分布与上述已知的扩散系数的均匀分布的误差求出的、修正依赖于上述拍摄区域的空间位置的二次以上的高次误差的修正数据；上述图像生成单元修正上述第二修正数据以使得上述第一和第二修正数据与上述第一体模的位置一致，用修正后的上述第二修正数据生成与上述空间位置相应地修正了的上述受检体的

9、扩散系数图像。13如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述修正数据表现为测得的扩散系数与上述已知的扩散系数的比。14如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述修正数据表现为将扩散加强成像数据的大小P与扩散系数ADC相关联的参数B值。15一种高频线圈单元，包括具有已知的扩散系数的体模；用来接收来自包含上述体模的拍摄对象的磁共振信号的接收用线圈；以及权利要求书CN101991416A3/3页4用来把上述体模固定在上述接收用线圈上的固定单元。16如权利要求15所述的高频线圈单元，其特征在于上述体模具有覆盖拍摄视野的大小。17如权利要求15所述的高频线圈单元，其特征在于上述体模由多个体模

10、单元构成。18如权利要求17所述的高频线圈单元，其特征在于上述体模单元均匀地配置在用来放置拍摄对象的上述接收用线圈内的区域的周围。19如权利要求17所述的高频线圈单元，其特征在于上述体模单元配置在相位编码方向的虚影不会进入的位置上。20如权利要求17所述的高频线圈单元，其特征在于各个上述体模单元具有相互不同的值的上述扩散系数。21如权利要求17所述的高频线圈单元，其特征在于各个上述体模单元由具有相互不同的值的物理量且配置在视为相同位置的位置上的多个子体模单元构成。22如权利要求17所述的高频线圈单元，其特征在于上述体模单元的上述扩散系数的值相同，上述体模单元的数目是与上述扩散系数的测定值的空间

11、分布的次数对应的数目。23如权利要求15所述的高频线圈单元，其特征在于上述体模具有与受检体的扩散系数接近的扩散系数。24如权利要求15所述的高频线圈单元，其特征在于上述体模具有视为与水的共振频率相同的共振频率。25如权利要求17所述的高频线圈单元，其特征在于上述体模是以受检体的体轴方向为长度方向的柱状。26如权利要求17所述的高频线圈单元，其特征在于上述固定单元构成为把上述体模单元固定在人体坐标系中。27如权利要求26所述的高频线圈单元，其特征在于还具有用来无线发送在上述接收用线圈中接收的上述磁共振信号的无线天线。28一种高频线圈单元，包括具有已知的扩散系数的体模；用来接收来自包含上述体模的拍

12、摄对象的磁共振信号的接收用线圈；以及用来把上述体模固定在人体坐标系中的固定单元。权利要求书CN101991416A1/20页5磁共振成像装置和高频线圈单元技术领域0001本发明涉及用拉莫尔LARMOR频率的高频RF信号磁激励受检体的原子核自旋，根据伴随该激励产生的核磁共振NMRNUCLEARMAGNETICRESONANCE信号重建图像的磁共振成像MRIMAGNETICRESONANCEIMAGING装置和高频线圈单元，尤其涉及可以更简便且高精度地定量获得诊断图像或作为表示病变部位的恶性程度的指标的物理量等的诊断信息的磁共振成像装置和高频线圈单元。背景技术0002磁共振成像是用拉莫尔频率的RF

13、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MR信号重建图像的拍摄法。0003在该磁共振成像中，对扩散加强成像DWIDIFFUSIONWEIGHTEDIMAGING中的扩散系数ADCAPPARENTDIFFUSIONCOEFFICIENT和各向异性比率FAFRACTIONALANISOTROPY、纵缓和T1值、横缓和T2值、质子密度、温度、化学移动量、血流量、氧浓度等的物理量进行定量测定，十分渴望提高测定对象的精度。0004尤其是，作为能把梗塞或癌部位图像化的功能拍摄法，DWI法使用得较多。DWI是利用质子的相位因分子扩散运动而变化，通过施加MPGMOTIONPROBIN

14、GGRADIENT，动画探测梯度脉冲把分子的扩散状态图像化的方法。作为DWI用的序列广泛使用EPIECHOPLANARIMAGING，回波平面成像序列。0005在DWI中，根据扩散的程度鉴别梗塞部位或肿瘤部位等的病变部位和正常部位。但是，由于在DWI图像中混入了T1成分和T2成分，所以存在难以进行正确的性状判断的问题。于是，多数情况下使用只表示扩散效果的定量参数即称为ADC或FA的参数。例如，多数情况下急性脑梗塞或肿瘤部位处的ADC值比正常部位处的ADC值低。另外，利用DWI进行癌症筛查SCREENING时，根据全身等的大范围的全部体数据制作ADC图像或FA图像等的定量的图像例如，参照非专利文

15、献1。0006根据与不同B值对应的两个以上的DWI图像制作ADC图像。另外，根据以在相互不同的最低6轴方向上呈现B值的方式施加MPG脉冲而得到的多个DWI图像生成FA图像。另外，B值表示扩散导致的信号衰减的强度。希望把这样的ADC或FA作为表示脑梗塞或癌的恶性程度的指标而定量化和标准化。0007与此相对，作为只用DWI图像把表示脑梗塞或癌等的病变部位的恶性程度的指标的显示标准化的技术，有以从在头部中被认为是正常部位的丘脑等的特定区域收集的信号的强度为基准值，来进行表示指标的图像的修正处理的简单的修正方法。0008TAKAHARAT，IMAIY，YAMASHITAT，YASUDAS，NASUS，

16、VANCAUTERENM，DIFFUSIONWEIGHTEDWHOLEBODYIMAGINGWITHBACKGROUNDBODYSIGNALSUPPRESSIONDWIBSTECHNICALIMPROVEMENTUSINGFREEBREATHING，STIRANDHIGHRESOLUTION3DDISPLAYRADIATMED2004JULAUG；224275820009但是，像上述那样，在DWI图像中混入了T1成分和T2成分，没有只表示扩散效果说明书CN101991416A2/20页6的定量参数。而且，在DWI图像中拍摄区域的大小和信号值针对不同受检体有所不同。因此，在只用DWI图像获得表示

17、病变部位的恶性程度的指标时，指标可能含有误差。0010另外，在用EPI序列获得DWI图像时，因倾斜磁场的非线性性质或倾斜磁场强度大的MPG脉冲导致的涡流磁场，在DWI图像中产生畸变或信号值的误差。因此，基于生成了这样的畸变或信号值的误差的DWI图像计算的ADC值或FA值，也从与组织对应的本来的值偏离。而且，产生了ADC值或FA值的误差具有空间上的分布的问题。0011而且，在对ADC增大而信号值减小的组织进行成像时，还存在因噪声而使信号值增大、产生计算误差的问题。0012还有，在利用MRI定量地计测其它物理量时，也产生与上述那样的ADC图像或FA图像中产生的误差同样的误差。定量计测物理量时的误差

18、，还随装置、机种、拍摄时期等的条件不同而不同，不利于诊断。因此，希望即使装置、机种、拍摄时期等的条件不同也稳定地取得没有畸变的诊断图像，并且高精度且简便地定量测定物理量。发明内容0013本发明正是为了解决上述现有的问题而完成的，其目的在于提供可以更简便且高精度地定量获得诊断图像或作为表示病变部位的恶性程度的指标的物理量等的诊断信息的磁共振成像装置和高频线圈单元。0014根据本发明的磁共振成像装置，为了实现上述目的，包括针对具有已知的扩散系数APPARENTDIFFUSIONCOEFFICIENT的体模PHANTOM进行扩散加强成像DIFFUSIONWEIGHTEDIMAGING，测定上述体模的

19、扩散系数，根据测得的扩散系数和上述已知的扩散系数取得修正数据的修正数据取得单元；以及设定与针对上述体模的扩散加强成像相同的参数，对受检体进行扩散加强成像，根据得到的受检体的扩散加强成像数据和上述修正数据生成上述受检体的扩散系数图像DIFFUSIONCOEFFICIENTIMAGE的图像生成单元。0015另外，根据本发明的高频线圈单元，为了实现上述目的，包括具有已知的扩散系数的体模；用来接收来自包含上述体模的拍摄对象的磁共振信号的接收用线圈；以及用来把上述体模固定在上述接收用线圈上的固定单元。0016在根据本发明的磁共振成像装置和高频线圈单元中，可以更简便且高精度地定量获得诊断图像或作为表示病变

20、部位的恶性程度的指标的物理量等的诊断信息。附图说明0017图1是示出根据本发明的磁共振成像装置的实施方式的构成图。0018图2是示出可作为图1所示的RF线圈利用的固定了独立拍摄用体模的接收用RF线圈的构成例的图。0019图3是固定了图2所示的独立拍摄用体模的RF线圈单元的横截面图。0020图4是示出可作为图1所示的RF线圈利用的固定了人体同时拍摄用体模的接收用RF线圈的构成例的图。0021图5是固定了图4所示的人体同时拍摄用体模的RF线圈单元的横截面图。0022图6是示出可作为图1所示的RF线圈利用的固定了多个人体同时拍摄用体模的接收用RF线圈的另一构成例的图。说明书CN101991416A3

21、/20页70023图7是示出在接收用RF线圈的拍摄区域侧设置了具有不同ADC值的4个基准体模的例子的图。0024图8是示出在接收用RF线圈的拍摄区域侧的4个位置上设置了具有不同ADC值的基准体模24B的例子的图。0025图9是图1所示的计算机的功能框图。0026图10是示出利用图1所示的磁共振成像装置进行DWI，伴随着DWI图像中的畸变修正和B值修正高精度地定量计测人体的ADC值时的流程的流程图。0027图11是示出某位置上的控制上的理想的B值BIDEAL和实际测定的B值BMEASURED的图。0028图12是示出通过使B0、与人体同时拍摄用体模一起进行人体的非DWI得到的人体同时拍摄用体模图

22、像数据和人体图像数据的一例的图。0029图13是示出通过使B0、与人体同时拍摄用体模一起进行人体的DWI得到的人体同时拍摄用体模图像数据和人体图像数据的一例的图。0030图14是示出利用图1所示的磁共振成像装置进行DWI，伴随着DWI图像中的畸变修正和ADC值修正高精度地定量计测人体的ADC值时的流程的流程图。0031图15是示出人体同时拍摄用体模的ADC值的理论值和测定值为线性时的例子的图。0032图16是示出具有同一ADC值的多个人体同时拍摄用体模的ADC值的测定值ADCPBMEASURED具有空间分布时的例子的图。0033图17是示出人体同时拍摄用体模的ADC值的理论值和测定值为非线性时

23、的例子的图。0034图18是示出在人体的头部固定了人体同时拍摄用体模和接收用RF线圈的例子的图。0035图19是图18所示的接收用RF线圈单元的俯视图。0036图20是图18所示的接收用RF线圈单元的侧视图。0037图21是示出在图10或图14所示的流程图中，进行图像数据的移动修正时的流程的流程图。具体实施方式0038参照附图说明根据本发明的磁共振成像装置的实施方式。0039构成和功能0040图1是示出根据本发明的磁共振成像装置的实施方式的构成图。0041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；以及在该静磁场用磁体21的内部设置的匀场线圈22、倾斜磁场线圈23和RF线圈24。

24、0042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、匀场线圈电源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。说明书CN101991416A4/20页80043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，

25、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。0044另外，在静磁场用磁体21的内侧，在同轴上设置有筒状的匀场线圈22。匀场线圈22构成为，与匀场线圈电源28连接，从匀场线圈电源28向匀场线圈22供给电流而把静磁场均匀化。0045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的内侧设置有机台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WBCWHOLEBODYCOIL或设置在

26、机台37或受检体P附近的接收RF信号用的局部线圈等。0046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。0047而且，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。0048RF线圈24与发

27、送器29和/或接收器30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。0049通过在人体的周围装卸像头部用线圈那样与拍摄目的对应的局部线圈或专用线圈，可以设置接收用的RF线圈24。具体地，磁共振成像装置20具有在内部固定或插入了基准体模的可装卸的接收用的RF线圈24。0050图2是示出可作为图1所示的RF线圈24利用的固定了独立拍摄用体模的接收用RF线圈的构成例的图。图3是固定了图2所示的独立拍摄用体模的RF线圈单元的横截面图。0051像图2和图

28、3所示那样，通过在筒状的接收用RF线圈24A内插入以Z轴方向为长度方向的柱状的基准体模24B，可以构成RF线圈单元24C。基准体模24B可以作为受检体P用任意的固定方法与接收用RF线圈24A一体化。图2和图3示出用夹具24D把基准体模24B固定在接收用RF线圈24A上的例子。但是，也可以用面紧固件、粘接剂等的固定方式把基准体模24B固定在接收用RF线圈24A上。0052像图2和图3所示的那样，如果使基准体模24B的尺寸为与拍摄视野FOVFIELDOFVIEW同等的尺寸或充分覆盖拍摄区域的尺寸，则可以在整个拍摄区域上收集来自基准体模24B的NMR信号，可以把基准体模24B用作不放置人体、只对体模

29、进行拍摄的独立拍摄用体模。0053另一方面，还可以在接收用RF线圈24内固定或插入多个基准体模24B。0054图4是示出可作为图1所示的RF线圈24利用的固定了人体同时拍摄用体模的接说明书CN101991416A5/20页9收用RF线圈的构成例的图。图5是固定了图4所示的人体同时拍摄用体模的RF线圈单元的横截面图。0055像图4和图5所示的那样，通过分别在接收用RF线圈24A内的XY面内的四角的预定位置上放置例如以Z轴方向为长度方向的柱状的4个基准体模24B有时把单个的基准体模24B称为体模单元，构成RF线圈单元24C。基准体模24B的数目是任意的，但是在接收用RF线圈24A内的外周上均匀配置

30、对于后述的数据处理的精度提高是优选的。而且，如果把基准体模24B设定在相位编码PEPHASEENCODE方向的不进入虚影GHOST的位置上，则不会有伪像ARTIFACT，可以收集良好的基准体模的图像数据。还有，如果各基准体模24B的形状为以Z轴方向为长度方向的柱状，则在各Z坐标位置中的成像中，可以在数据处理中利用来自各基准体模24B的数据。0056另外，像图4和图5所示的那样，如果基准体模24B的位置是接收用RF线圈24A内的端部，且基准体模24B的尺寸为能把人体放进接收用RF线圈24A内那样的尺寸，则可以放置人体，把基准体模24B和人体作为受检体P同时成像。因此，可以把基准体模24B用作人体

31、同时拍摄用体模。0057上述那样的单个或多个基准体模24B可以设置在各种各样的形状和用途的接收用的RF线圈24的拍摄区域侧。0058图6是示出可作为图1所示的RF线圈24利用的固定了多个人体同时拍摄用体模的接收用RF线圈的另一构成例的图。0059也可以像图6所示的那样，在具有多个线圈要素24E的背侧的脊柱线圈SPINECOIL24F与具有多个线圈要素24G的体表侧的体线圈24H之间，以能够放置人体PA的方式设置单个或多个基准体模24B。图6示出设置了4个基准体模24B的例子。另外，也可以在图6所示那样的接收用RF线圈24的拍摄区域侧设置独立拍摄用体模。0060基准体模24B的材质优选为，具有与

32、要通过扫描进行测定的对象的物理量接近的值的均匀材质。另外，如果基准体模24B的材质为从水的共振频率算起的化学移动量足够小，共振频率视为与水的共振频率相同或至少与水的共振频率接近，则在伴随脂肪抑制的扫描中不会抑制而良好地获得来自基准体模的信号。作为基准体模24B的材质的具体例，可以举出向聚四氟乙烯PTFEPOLYTETRAFLUOROETHYLENE封入了二甲基亚砜DMSODIMETHYLSULFOXIDE的材质。0061而且，在接收用的RF线圈24内设置多个基准体模24B时，有时设置具有与作为测定对象的物理量的值接近且相互不同的物理量的多个基准体模24B有利于数据处理的高精度化。0062例如，

33、作为物理量测定人体组织的ADC值时，可以在接收用的RF线圈24内设置ADC值已知且表现出与组织的ADC接近的不同ADC值的多个基准体模24B。但是，在预测到由于磁共振成像装置20的特性而在DWI中实际实现的B值或基于B值的实现值测定的ADC值不产生空间分布时或，即使产生了空间分布也是用0次或1次函数表示的低次的空间分布时、设定的B值与实际实现的B值的关系视为线性时或，ADC的真值与测定值之间的关系视为线性时，基准体模24B的材质也可以是单一种类。0063另一方面，在把B值设定成在作为测定对象的ADC值中具有一定宽度且分成多段的值时、或预测到设定的B值与实际实现的B值的关系为非线性时或，预测到A

34、DC的真值说明书CN101991416A6/20页10与测定值之间的关系为非线性时，只要基准体模24B的材质是表现出多个不同ADC值的材质，就可以高精度地进行后述的数据处理。0064图7是示出在接收用的RF线圈24的拍摄区域侧设置了具有不同ADC值的4个基准体模24B的例子的图。0065像图7所示的那样，只要在接收用RF线圈24的拍摄区域侧设置与人体PA的ADC值ADCPA接近的不同ADC值ADC1、ADC2、ADC3、ADC4这4种基准体模24B，就可以高精度地进行数据的修正处理。如果各基准体模24B的形状为以Z轴方向为长度方向的柱状，则在各Z坐标位置中的成像中就可以将来自各基准体模24B的

35、数据利用到数据处理中。作为ADC值的具体例，可以设定成ADC05、10、15、20103MM2/S。0066图8是示出在接收用的RF线圈24的拍摄区域侧的4个位置上设置了构成为具有不同ADC值的多个在图8的例子中是4个子体模单元接近配置的基准体模24B的例子的图。0067在B值具有低次的空间分布时、或者B值或ADC值具有非线性性质时，像图8所示的那样，在接收用RF线圈24的拍摄区域侧的不同位置上设置具有不同的多个ADC值的基准体模24B对于反映了B值或ADC值的非线性性质的高精度数据处理是有效的。图8示出在4个位置上设置了具有4种ADC值的方柱形状的基准体模24B的例子。另外，基准体模24B示

36、出的4个ADC值中的1个设定成接近人体ADC值的值。0068换言之，在视为同一位置的范围中分割配置基准体模24B，把多个分割基准体模24I的ADC值确定成相互不同。而且，以与物理量的空间分布的次数对应的数目在不同位置上配置分割基准体模24I的组。例如，如果可以假定物理量在空间上为一次分布，则只要在最低3个位置上配置分割基准体模24I的组即可。但是，此时如果在4个位置上配置分割基准体模24I的组，则可以更精确地进行以物理量是一次分布为前提的数据处理。0069另外，由于ADC等的物理量是温度的函数，所以只要以扫描仪室内的磁共振成像装置20的机架内的25度左右的温度下的值为基准即可。而且，也可以根据

37、需要在实际拍摄时测定温度和ADC值等的物理量，把根据温度与物理量的关系测定的物理量换算成预定温度下的物理量。0070另外，像上述那样，独立拍摄用体模也是具有与ADC值等的作为测定对象的物理量接近的值的材质对于数据处理的精度提高是优选的，但如果是与作为人体同时拍摄用体模使用的材质相同的材质，则数据处理就更简单。在作为人体同时拍摄用体模使用的材质是多种时，只要多种材质中有表现出实际作为测定对象的人体组织的平均物理量的材质就可以。0071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

38、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或施加时间、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。0072另外，序列控制器31构成为，接收利用接收器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RAWDATA并赋予计算机32。说明书CN101991416A7/20页110073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

39、进行检波而实施所需的信号处理并且进行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。0074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，也可以不利用程序，而是在磁共振成像装置20中设置具有各种功能的特定电路。0075图9是图1所示的计算机32的功能框图。0076计算机32借助于程序而用作拍摄条件设定部40、序列控制器控制部41、数据处理部42和数据修正部43。0077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，把设定的拍摄条件赋予序列控制器控制部41的功能。0

40、078序列控制器控制部41具有在接收到来自输入装置33的扫描开始指示信息时，通过将从拍摄条件设定部40取得的拍摄条件赋予序列控制器31而被驱动控制的功能。另外，序列控制器控制部41具有从序列控制器31接收原始数据并配置在形成在数据处理部42中的K空间中的功能。0079数据处理部42具有通过对K空间数据进行包含傅里叶变换FT的图像重建处理而重建图像数据的功能；基于重建得到的图像数据求出ADC值、FA值、T1值、T2值、质子密度、温度、化学移动量、血流量、氧浓度等的物理量的功能；针对图像数据进行由于施加倾斜磁场造成的公知的畸变修正处理或信号强度修正处理、最大值投影MIPMAXIMUMINTENSI

41、TYPROJECTION处理或截面变换MPRMULTIPLANARRECONSTRUCTION处理等的必需的图像处理的功能；修正倾斜磁场的非线性性质造成的B值等的参数值的误差的功能；以及在显示装置34上显示图像数据和物理量的功能。0080数据修正部43具有从数据处理部42取得把具有独立拍摄用体模或人体同时拍摄用体模的RF线圈作为接收用RF线圈24A而收集的体模图像数据的功能；以及基于取得的体模图像数据制作DWI中的B值或ADC值等的修正数据并赋予数据处理部42的功能。0081动作和作用0082下面，说明磁共振成像装置20的动作和作用。0083在此，说明通过进行利用MRI中的特别重要的DWI来收

42、集的DWI图像中的畸变的修正并进行B值或ADC值的修正，来提高ADC值或FA值等的定量值的测定精度时的例子。另外，在进行扩散张量成像DTIDIFFUSIONTENSORIMAGING时，也可以求出以与进行DWI时同样的步骤修正的ADC值和DTI图像。0084首先，说明通过进行B值的修正来提高ADC值等的定量值和DWI图像的测定精度时的情形。0085一般地，在DWI图像的像素振幅S、B值和ADC值之间存在以下的关系0086ADCLNS0/S/B0087在此，S0是B值为0即不施加MPGMOTIONPROBINGGRADIENT脉冲时的DWI图像的像素振幅，S是施加与B值的大小对应的MPG脉冲时得

43、到的DWI图像的像素振幅。0088B值由MPG脉冲的倾斜磁场强度G、施加时间、和从开始施加最初的MPG脉冲到说明书CN101991416A8/20页12开始施加下一个MPG脉冲为止的时间确定。因此，通过设定这些参数G、而设定B值。但是，由于倾斜磁场强度G通常具有空间分布，所以B值在拍摄区域的范围内也有空间分布，B值的设定值与实现值未必一致，有具有空间分布的误差。另外，B值的设定值与实现值的关系未必是线性的，有时是非线性的关系。0089于是，如果预先用体模拍摄取得B值的设定值与实现值的关系作为修正数据，就可以根据B值的设定值推定B值的实现值，可以根据推定的B值的实现值和人体的DWI图像的像素振幅

44、求出人体的正确的修正后的ADC值。0090图10是示出利用图1所示的磁共振成像装置20进行DWI，伴随着DWI图像中的畸变修正和B值修正高精度地定量计测人体的ADC值时的流程的流程图。在通过进行B值的修正来提高ADC值的测定精度时，首先用预扫描进行独立拍摄用体模的拍摄，基于得到的独立拍摄用体模图像测定B值的空间分布。0091B值是针对磁共振成像装置20设定的，可以在预定的范围内变更，但作为B值，经常使用1000S/MM2左右的值。因此，在拍摄独立拍摄用体模而测定B值的空间分布时，设定成与测定人体的ADC值时相同的B值例如1000S/MM2，取得修正数据。0092然后，利用成像扫描进行人体同时拍

45、摄用体模和人体的拍摄，用基于独立拍摄用体模图像和/或人体同时拍摄用体模图像测定的B值，根据人体图像求出修正后的ADC值和DWI图像。0093另外，也可以不进行人体同时拍摄用体模的拍摄，只用基于独立拍摄用体模图像制作的B值的空间分布，根据人体图像求出修正后的ADC值和DWI图像。相反，也可以不进行独立拍摄用体模的拍摄，只用基于人体同时拍摄用体模图像测定的B值，根据人体图像求出修正后的ADC值和DWI图像。0094在预扫描中，在步骤S1中，把固定了独立拍摄用体模的RF线圈作为接收用RF线圈24A，用预扫描进行独立拍摄用体模的成像。在不进行人体同时拍摄用体模的成像时，该独立拍摄用体模的成像是必需的。

46、另外，B值在空间上具有二次以上的误差分布时，在进行人体同时拍摄用体模的成像时也进行独立拍摄用体模的成像从提高修正精度的角度看是优选的。0095因此，预先把固定了独立拍摄用体模的接收用RF线圈24A作为受检体P置于机台37上，在用静磁场电源26激励的静磁场用磁体21超导磁体的拍摄区域上形成静磁场。另外，从匀场线圈电源28向匀场线圈22供给电流而把拍摄区域上形成的静磁场均匀化。0096另一方面，在拍摄条件设定部40中设定包含预扫描用的B0的DWI序列和B0的非DWI序列的拍摄条件。另外，如果从输入装置33向序列控制器控制部41赋予扫描开始指示，则序列控制器控制部41把从拍摄条件设定部40取得的拍摄

47、条件赋予序列控制器31。序列控制器31通过按照从序列控制器控制部41接收的拍摄条件驱动倾斜磁场电源27、发送器29和接收器30，在放置独立拍摄用体模的拍摄区域上形成倾斜磁场，并且从RF线圈24产生RF信号。0097因此，独立拍摄用体模的内部的因核磁共振产生的NMR信号由接收用RF线圈24A接收并赋予接收器30。接收器30从接收用RF线圈24A接收NMR信号，进行所需的信号处理后，通过A/D变换，生成数码数据的NMR信号即原始数据。接收器30把生成的原始数据赋予序列控制器31。序列控制器31把原始数据赋予序列控制器控制部41，序列控制器控说明书CN101991416A9/20页13制部41把原始

48、数据作为K空间数据配置在形成在数据处理部42中的K空间中。0098在数据处理部42中，利用针对K空间数据的图像重建处理制作独立拍摄用体模图像数据作为实空间的DWI数据。该独立拍摄用体模图像数据因倾斜磁场的误差或涡电流的影响而具有畸变。0099于是，在步骤S2中，数据处理部42进行独立拍摄用体模图像数据的畸变修正处理和与独立拍摄用体模图像数据的形状畸变伴随的信号强度的修正处理。0100具体地，由于独立拍摄用体模图像数据的形状畸变修正所必需的因涡电流以外的倾斜磁场的非线性特性造成的畸变的修正量是已知的，所以首先用已知的修正量修正独立拍摄用体模图像数据的形状。由此修正倾斜磁场的非线性特性导致的成分。

49、0101然后，以使B0而收集的独立拍摄用体模图像数据为基准，把使B0而收集的独立拍摄用体模图像数据修正成独立拍摄用体模图像部分的重心位置的差为0。换言之，把使B0而收集的独立拍摄用体模图像数据的形状修正成，使B0而收集的独立拍摄用体模图像数据与使B0而收集的独立拍摄用体模图像数据中的独立拍摄用体模图像部分的重心位置重合。由此可以修正涡电流导致的畸变成分。0102该涡电流导致的畸变成分的修正计算是这样的计算，即，把与B0对应的独立拍摄用体模图像上的畸变修正前的N个位置的信号计测位置定义为X1，Y1，Z1、X2，Y2，Z2、X3，Y3，Z3、XN，YN，ZN，求出把与B0对应的独立拍摄用体模图像数据上的对应的信号计测位置变换成与B0对应的独立拍摄用体模图像数据上的成信号计测位置的仿射AFFINE变换矩阵，利用仿射逆变换对与B0对应的独立拍摄用体模图像数据进行变换。另外，基于仿射逆变换的修正量在利用相同条件取得的多个DWI图像上的对应的体素VOXEL中是相同的。0103另外，通过畸变修正前的位置X，Y，Z处的独立拍摄用体模图像数据SPX，Y，Z的畸变修正，计算畸变修正后的位置X，Y，Z处的独立拍摄用体模图像数据SDCORX，Y，Z。另外，如果假定在体层面内二维地发生图像变形造成的位置移动，则Z轴方向上的移动