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磁共振成像装置和高频线圈单元
    【技术领域】
     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 (NMR ： Nuclear Magnetic Resonance) 信号重建图像的 磁共振成像 (MRI ： Magnetic Resonance Imaging) 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
     磁共振成像是用拉莫尔频率的 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 MR 信号重建图像的拍摄法。
     在该磁共振成像中， 对扩散加强成像 (DWI ： Diffusion WeightedImaging) 中的 扩 散 系 数 (ADC ： Apparent Diffusion Coefficient) 和 各 向 异 性 比 率 (FA ： Fractional Anisotropy)、 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。
     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 MPG(motion probing gradient， 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 EPI(echo planarimaging， 回波平面成像 ) 序列。
     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， 参照非专利文献 1)。
     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。
     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。
     < 非 专 利 文 献 1>Takahara T， Imai Y， Yamashita T， Yasuda S， Nasu S， Van Cauteren M， Diffusion Weighted Whole Body Imagingwith Background Body Signal Suppression(DWIBS) ： technicalimprovement using free breathing， STIR and high resolution 3Ddisplay.Radiat Med.2004 Jul-Aug ； 22(4) ： 275-82
     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 图像获得表示病变部位的恶性程度的指标时， 指标可能含有误差。
     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。
     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。
     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， 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
     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。 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 (apparent diffusion coefficient) 的体模 (phantom) 进行扩散加强成像 (diffusion weighted imaging)， 测定上述体模的扩散系数， 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 (diffusion coefficient image) 的图像生成单元。
     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。
     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部位的恶性程度的指标的物理量等的诊断信息。
     附图说明 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。
     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。
     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。
     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。
     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。
     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。
     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。
     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。
     图 9 是图 1 所示的计算机的功能框图。
     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。
     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。
     图 12 是示出通过使 b ＝ 0、 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像数据和人体图像数据的一例的图。
     图 13 是示出通过使 b ＞ 0、 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。
     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。
     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。 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 ADCPB. measured 具有空间分布时的例子的图。
     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的例子 的图。
     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。
     图 19 是图 18 所示的接收用 RF 线圈单元的俯视图。
     图 20 是图 18 所示的接收用 RF 线圈单元的侧视图。
     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
     参照附图说明根据本发明的磁共振成像装置的实施方式。
     ( 构成和功能 )
     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。
     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。
     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。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。
     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 (WBC ： whole body coil) 或设置在机台 37 或受检体 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。 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。
     RF 线圈 24 与发送器 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。
     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。
     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。
     像图 2 和图 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。
     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 (FOV ： field of view) 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、 只对体模进行拍摄的独立拍摄 用体模。
     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。
     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
     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。
     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 (PE ： phaseencode) 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。
     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 作人体同时拍摄用体模。
     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。
     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。
     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 (spine coil)24F 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。
     基准体模 24B 的材质优选为， 具有与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 (PTFE ： polytetrafluoroethylene) 封入了二甲基亚砜 (DMSO ： dimethyl sulfoxide) 的材质。
     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。
     例如， 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。
     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 ADC 的真值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。
     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。
     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 (ADC(PA)) 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 的数据利用到数据处理中。作 为 ADC 值的具体例， 可以设定成 ADC ＝ 0.5、 1.0、 1.5、 2.0(×10-3mm2/s)。
     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。
     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 示出的 4 个 ADC 值中的 1 个设定成接近人体 ADC 值的值。 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。
     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。
     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。
     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。
     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 (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。
     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。
     图 9 是图 1 所示的计算机 32 的功能框图。
     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。
     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。
     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。 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 (MIP ： maximum intensity projection) 处理或截面变换 (MPR ： multi-planar reconstruction) 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。
     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。
     ( 动作和作用 )
     下面， 说明磁共振成像装置 20 的动作和作用。
     在此， 说明通过进行利用 MRI 中的特别重要的 DWI 来收集的 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 (DTI ： Diffusion Tensor Imaging) 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。
     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。
     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 ：
     ADC ＝ ln(S0/S)/b
     在此， S0 是 b 值为 0 即不施加 MPG(motion probing gradient) 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 脉冲时得到的 DWI 图像的像素振幅。
     b 值由 MPG 脉冲的倾斜磁场强度 G、 施加时间 δ、 和从开始施加最初的 MPG 脉冲到
     开始施加下一个 MPG 脉冲为止的时间 Δ 确定。因此， 通过设定这些参数 G、 δ、 Δ 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。
     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 像的像素振幅求出人体的正确的 ( 修正后的 )ADC 值。
     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。
     b 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 2 常使用 1000(s/mm ) 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 2 定成与测定人体的 ADC 值时相同的 b 值 ( 例如 1000(s/mm ))， 取得修正数据。
     然后， 利用成像扫描进行人体同时拍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。 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。
     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。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。
     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。
     另一方面， 在拍摄条件设定部 40 中设定包含预扫描用的 b ＞ 0 的 DWI 序列和 b ＝ 0 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。
     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
     制部 41 把原始数据作为 k 空间数据配置在形成在数据处理部 42 中的 k 空间中。
     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。
     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。
     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。
     然后， 以使 b ＝ 0 而收集的独立拍摄用体模图像数据为基准， 把使 b ＞ 0 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 b ＞ 0 而收集的独立拍摄用体模图像数据的形状修正成， 使 b ＝ 0 而收集的独立拍摄用 体模图像数据与使 b ＞ 0 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。
     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 b ＞ 0 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 b ＝ 0 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 b ＞ 0 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 b ＞ 0 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。
     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 Sp(x′， 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 SDcor(x， 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 轴方向上的移动量为 0。因此， 如果用 t 表示转置， 则表示从 (x′， y′ )t 向 (x， y) 的仿射变换的式子， 像式 (1) 那样。
     其中，根据式 (1)， 如果独立拍摄用体模图像数据上的信号计测位置最低为 n ＝ 6 个位 置， 则可以通过求解方程式算出矩阵 T 内的系数。另外， 通过用算出的矩阵 T 把变形了的独 立拍摄用体模图像数据上的坐标线性变换可以修正成修正后的坐标。另外， 在畸变造成的 位置的平行移动可以忽略时， 由于 c1 ＝ 0， c2 ＝ 0， 所以只要独立拍摄用体模图像数据上的 信号计测位置最低为 n ＝ 4 个位置， 就可以算出矩阵 T。
     通常， 由于多数情况下 DWI 中使用的利用 EPI 序列进行的数据收集是二维 (2D) 的 数据收集， 所以可以认为用 2D 的畸变修正就足够了。另一方面， 在实施三维 (3D) 的仿射变换时， 由于矩阵 T 内的系数的数目为 4×3 ＝ 12 个， 所以独立拍摄用体模图像数据上的信号 计测位置最低必须为 n ＝ 12 个位置。另外， 在实施 3D 的仿射变换时， 由于独立拍摄用体模 是以 Z 轴方向为长度方向的柱状， 所以只要收集 Z 轴方向的位置不同的至少 3 个体层中的 独立拍摄用体模图像数据即可。另外， 在信号计测位置的数目比作为未知数的矩阵 T 内的 系数的数目多时， 也可以利用奇异值分解 (SVD ： singular valuedecomposition) 来求解逆 矩阵。
     在畸变修正处理之后进行信号强度的修正处理。即， 通过用式 (2) 修正形状畸变 修正后的独立拍摄用体模图像数据的信号强度 SDIcor(x， y， z)， 计算信号强度修正后的独立 拍摄用体模图像数据的信号强度 SDcor(x， y， z)。
     SDIcor(x， y， z) ＝ J*SDcor(x， y， z)
     ≈ [V(x’ ， y’ ， z’ )/VDcor(x， y， z)]*SDcor(x， y， z) (2)
     其中， 式 (2) 中 V(x， y， z) 表示位置 (x， y， z) 处的体素的体积， J 表示 Jacobian( 导 数行列式， 雅可比行列式 )， 下标 Dcor 表示形状畸变修正后。
     另外， 针对与 b ＝ 0 对应的独立拍摄用体模图像数据和与 b ＞ 0 对应的独立拍摄 用体模图像数据这两者， 都进行这样的畸变修正处理和信号强度的修正处理。
     如果得到畸变修正和信号强度修正后的独立拍摄用体模图像数据， 则在步骤 S3 中， 数据修正部 43 从数据处理部 42 取得畸变修正和信号强度修正处理后的独立拍摄用体 模图像数据， 计算 b 值的空间分布。
     即， 由于倾斜磁场的误差分布在空间上是二次以上的分布， 所以 b 值受倾斜磁场 的误差的影响。因此， 必须求出包含拍摄区域的中心部的 b 值的空间分布， 用 b 值的空间分 布对通过成像扫描测定的 ADC 值等的物理量进行修正。相对于此， 由于独立拍摄用体模有 遍及整个 FOV 的大小且 ADC 值是已知的， 所以可以根据畸变修正和信号强度修正后的独立 拍摄用体模图像数据测定 b 值的空间分布。
     具体地， 在畸变修正和信号强度修正后的与 b ＝ 0 和 b ＞ 0 对应的独立拍摄用体 模 PA 的图像数据的信号强度 SPA.DIcor(x， y， z， b ＝ 0)、 SPA.DIcor(x， y， z， b ＞ 0)、 控制上的理想 的 b 值 bideal( 即， b 值的设定值 )、 实际生成的 b 值的 b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z)( 即， b 值的实现值 )、 独立拍摄用体模 PA 的已知的 ADC 值 ADCPA.ideal 和实际计算的独立拍摄用体 模 PA 的 ADC 值 ADCPA.measured(x， y， z) 之间， 有式 (3) 的关系成立。
     ln[SPA.DIcor(x， y， z， b ＝ 0)/SPA.DIcor(x， y， z， b ＞ 0)]
     ＝ bmeasurcdA(x， y， z)*ADCPA.ideal ＝ bideal*ADCPA.measured(x， y， z) (3)
     从式 (3) 可知， b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z) 可以用式 (4) 计算。
     bmeasuredA(x， y， z) ＝ ln[SPA.DIcor(x， y， z， b ＝ 0)/SPA.DIcor(x， y， z， b ＞ 0)]/ADCPA.ideal
     (4)
     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。 图 11 中， 横轴表示 b 值 (s/mm2)， 纵轴表示从与 b ＝ 0 和 b ＞ 0 对应的体模 P 的 图像数据的信号值 Sp(b ＝ 0)、 Sp(b ＞ 0) 得到的 ln{Sp(b ＝ 0)/Sp(b ＞ 0)} 的值。另外， 图 11 中的虚线表示根据 b 值的理想值 bideal 和体模 P 的 ADC 值的理想值 ADCP.ideal 计算的
     ln{S(b ＝ 0)/S(b ＞ 0)} 的理想值， 实线表示根据 b 值的测定值 bmeasured 和体模 P 的 ADC 值 的理想值 ADCP.ideal 计算的 ln{S(b ＝ 0)/S(b ＞ 0)} 的值。
     像图 11 所示的那样， 实际上， 由于 b 值无法成为理想值 bideal， 所以 ln{S(b ＝ 0)/ S(b ＞ 0)} 的值有偏移。此时的 b 值的测定值 bmeasured 可以根据式 (3) 的关系用式 (4) 计 算。换言之， 可以用式 (4) 把 b 值从理想值 bideal 修正成测定值 bmeasured。
     在像进行 DTI 时那样 MPG 脉冲的施加方向为多个时， 准确地说， 必须以 MPG 脉冲的 施加轴方向的组合数目测定 b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z)。但是， 测定数据的量可能太 大。因此， 为了削减数据大小， 也可以在仅在 X 轴、 Y 轴和 Z 轴中的某一个轴上施加 MPG 脉 冲时测定 b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z)， 以假定没有 b 值的不同或 X 轴、 Y 轴和 Z 轴间的 相互作用而具有线性性质为前提， 基于测定的 b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z) 通过计算求 得各施加轴方向上的 b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z)。
     另外， MPG 脉冲的施加方向也可以是 X、 Y、 Z 轴方向以外的方向。例如， 在 PC(phase contrast， 相衬 ) 法中， 也可以把与 VENC( 速度编码 ) 对应的血管的行走方向作为 MPG 脉冲 的施加方向。此时， MPG 脉冲的施加方向由于由 X、 Y、 Z 轴的各正方向成分和各负方向成分 决定而具有 6 轴方向的成分。 在独立拍摄用体模 PA 中的 b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z) 从人体中的 b 值的空 间分布的偏离小到可以忽略的程度时， 可以在 ADC 值等的物理量的计算中使用独立拍摄用 体模 PA 中的 b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z)。此时， 也可以像上述那样不进行人体同时拍 摄用体模的拍摄。
     相反， 在独立拍摄用体模 PA 中的 b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z) 从人体中的 b 值 的空间分布的偏离不能忽略时， 例如， 在独立拍摄用体模 PA 的拍摄时期与人体的拍摄时期 之间的经过时间大时、 两者的拍摄环境 ( 温度等 ) 不同时， 从修正精度的角度出发， 在成像 扫描中进行人体同时拍摄用体模的拍摄是优选的。此时， 通过基于从在时间上与人体一起 拍摄的人体同时拍摄用体模取得的 b 值的空间分布进行 0 次或一次的低次修正， 修正独立 拍摄用体模 PA 中的 b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z) 从人体中的 b 值的空间分布的偏离。
     另外， 人体同时拍摄用体模不必一定与人体同时拍摄， 只要在得到视为与人体成 像时的 b 值的空间分布相同的 b 值的空间分布的期间内， 对人体同时拍摄用体模至少拍摄 一次即可。
     更具体地， 在成像扫描的步骤 S11 中， 与人体同时拍摄用体模一起进行人体的拍 摄。即， 把图 4 ～图 8 所示那样的设置了人体同时拍摄用体模的 RF 线圈作为接收用 RF 线 圈 24A， 用与独立拍摄用体模的成像同样的流程进行人体同时拍摄用体模图像数据和人体 图像数据的收集。
     但是， 在数据收集用的扫描之前进行定位扫描。 然后， 把通过定位扫描收集的定位 图像作为参照图像， 把 FOV 的大小设定成在拍摄区域中包含人体同时拍摄用体模。另外， 在 数据收集用的扫描中， 针对各预先设定的 b 值和 MPG 脉冲的施加轴方向收集数据。 b 值设定 成例如在通常的人体的 DWI 中频繁设定的 b ＝ 0、 1000 这两个值。但是， 也可以在 b 值中预 测到非线性性质时或根据拍摄目的把 b 值的单个或多个施加轴方向成分的值设定成 3 个以 上的值。
     此时， 如果在接收用 RF 线圈 24A 的内侧的预定位置上固定人体同时拍摄用体模，
     针对各数据收集也可以不改变暂时设定的 FOV。 另外， 如果在预定位置上固定人体同时拍摄 用体模， 则人体同时拍摄用体模的位置再现性提高。 因此， 不需要图像数据上的用来认识人 体同时拍摄用体模的位置的高度的图像处理。
     图 12 是示出通过使 b ＝ 0、 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像数据和人体图像数据的一例的图。图 13 是示出通过使 b ＞ 0、 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。
     像图 12 所示的那样， b ＝ 0 时， 由于不施加 MPG 脉冲， 所以倾斜磁场的误差或涡电 流的影响小。因此， 与 b ＝ 0 对应的人体同时拍摄用体模图像和人体图像中产生的形状畸 变为可以忽略的程度。另一方面， 像图 13 所示的那样， b ＞ 0 时， 施加强度大的 MPG 脉冲。 因此， 由于倾斜磁场的误差或涡电流的影响， 在与 b ＞ 0 对应的人体同时拍摄用体模图像和 人体图像中产生不能忽略的形状畸变。
     于是， 与步骤 S2 同样地， 在步骤 S12 中， 在数据处理部 42 中进行人体同时拍摄用 体模图像数据和人体图像数据的畸变修正处理、 和与形状畸变伴随的信号强度的修正处 理。 另外， 可以根据畸变修正后和信号强度修正后的人体图像数据的信号值和 b 值求 出 ADC 值或 FA 值等的物理量。但是， 因倾斜磁场的非线性性质的影响， b 值中存在误差。
     于是， 在步骤 S13 中， 在数据处理部 42 中进行倾斜磁场的非线性性质造成的 b 值 的高次修正处理。b 值与倾斜磁场的强度的二次方成正比。因此， 利用式 (5) 根据控制方面 较为理想的 X 轴、 Y 轴、 Z 轴方向的各 b 值 bX.ideal、 bY.ideal、 bZ.ideal 和 X 轴、 Y 轴、 Z 轴方向上的 倾斜磁场的误差分布 Gxerror.ratio(x， y， z)、 Gyerror.ratio(x， y， z)、 Gzerror.ratio(x， y， z) 求出实际的 b 值即修正后的 b 值 bcor。
     bcor(x， y， z) ＝
     Gxerror.ratio(x， y， z)2*bx.ideal (5) 2
     +Gyerror.ratio(x， y， z) *by.ideal
     +Gzerror.ratio(x， y， z)2*bz.ideal
     其 中， 在 式 (5) 中， 倾 斜 磁 场 的 误 差 分 布 Gxerror.ratio(x， y， z)、 Gyerror. ratio(x， y， z)、 Gzerror.ratio(x， y， z) 分别是 X 轴、 Y 轴、 Z 轴方向上的实际的倾斜磁场的 强度与理想的控制上的倾斜磁场的强度的比。
     像式 (5) 所示的那样， 修正后的 b 值 bcor 是 x， y， z 的函数。可以视为因倾斜磁场 的非线性性质的影响造成的 b 值的二次以上的空间分布通过利用式 (5) 的修正处理基本上 被修正。其中， 在修正后的 b 值 bcor 中存在与装置、 机种、 拍摄时期等的条件对应的一次误 差。
     于是， 在步骤 S14 中， 基于人体同时拍摄用体模图像数据修正空间分布被修正了 的 b 值 bcor 的一次误差。即， 数据修正部 43 从数据处理部 42 取得与 b ＝ 0 和 b ＞ 0 对应 的信号强度修正后的人体同时拍摄用体模图像数据的信号值 SPB.DIcor(b ＝ 0)、 SPB.DIcor(b ＞ 0)。然后， 像式 (6) 所示的那样， 数据修正部 43 根据与 b ＝ 0 和 b ＞ 0 对应的信号强度修 正后的人体同时拍摄用体模图像数据的信号值 SPB.DIcor(b ＝ 0)、 SPB.DIcor(b ＞ 0) 的平均值和 人体同时拍摄用体模的 ADC 值 ADCPB.ideal 计算修正后的无空间分布的 b 值 bmeasuredB， 作为修正
     数据。 bmeasuredB ＝ ln[mean{SPB.DIcor(b ＝ 0)]/mean{SPB.DIcor(b ＞ 0)}]/ADCPB.ideal (6)
     其中， 在式 (6) 中， mean(S) 是求信号值 S 的平均值的函数。
     另外， 也可以取代步骤 S13 中的基于倾斜磁场的误差分布进行 b 值的高次修正处 理， 而在步骤 S14 中基于用独立拍摄用体模得到的 b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z) 和 / 或 人体同时拍摄用体模图像数据求出 b 值的至少二次以上的高次空间分布。此时， 可以省略 步骤 S13 中的处理。相反， 在通过进行步骤 S13 中的处理得到无空间分布的 b 值时、 或b值 原本是恒定时， 可以省略从步骤 S1 到步骤 S3 的使用了独立拍摄用体模的成像和 b 值的空 间分布 bmeasuredA(x， y， z) 的算出。
     在 b 值中有空间分布时， 必须详尽地求出 b 值的空间分布。如上所述， 把用独立拍 摄用体模测定的 b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z) 视为人体中的 b 值的空间分布时， 可以使 用用独立拍摄用体模测定的 b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z)。另一方面， 不把用独立拍摄 用体模测定的 b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z) 视为人体中的 b 值的空间分布时， 可以如下 所述地计算 b 值的空间分布。
     另外， 由于在存在人体同时拍摄用体模的范围内式 (7) 成立， 所以可以根据式 (7) 计算 b 值的空间分布。
     bmeasuredB(x， y， z) ＝ ln[SPB.DIcor(x， y， z， b ＝ 0)/SPB.DIcor(x， y， z， b ＞ 0)]/ADCPB.ideal
     (7)
     另一方面， 在不存在人体同时拍摄用体模的范围内的 b 值的空间分布可以通过使 用了模型函数的近似或插补求出。
     然后， 基于基于人体同时拍摄用体模制作的 b 值的空间分布 bmeasuredB(x， y， z)， 对用 独立拍摄用体模测定的 b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z) 进行修正。即， 在独立拍摄用体模 和人体同时拍摄用体模的材质相同、 独立拍摄用体模图像数据和人体同时拍摄用体模图像 数据的误差可以忽略时， 同一位置的 ADC 值 ADCPA.measured(x， ADCPB.measured(x， y， z)、 y， z) 应当相同。
     于是， 在数据修正部 43 中， 进行对用独立拍摄用体模测得的 b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z) 进行修正的处理， 以使同一位置的独立拍摄用体模和人体同时拍摄用体模 的 ADC 值 ADCPA.measured(x， ADCPB.measured(x， 如果用 bCor[] 表示用独立拍摄用体 y， z)、 y， z) 相同。即， 模测得的 b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z) 的修正处理， 则利用式 (8) 得到与是独立拍摄用 体模还是人体同时拍摄用体模无关的修正后的 b 值的空间分布 bmeasured(x， y， z)。
     bmeasured(x， y， z) ＝ bCor[bmeasuredA(x， y， z)， bmeasuredB(x， y， z)] (8)
     另外， 也可以像上述那样， 用来求出修正后的 b 值的空间分布 bmeasured(x， y， z) 的 b 值的空间分布模型不是与独立拍摄用体模对应的 b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z) 和与人 体同时拍摄用体模对应的 b 值的空间分布 bmeasuredB(x， y， z) 的组合， 而仅仅是与独立拍摄用 体模对应的 b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z) 或仅仅是与人体同时拍摄用体模对应的 b 值 的空间分布 bmeasuredB(x， y， z)。为了求出修正后的 b 值的空间分布 bmeasured(x， y， z) 而使用 哪种分布， 可以根据有无步骤 S13 中的处理或装置的特性等的条件根据经验确定。例如， 在 像上述那样 b 值的二次以上的空间分布可以忽略时， 可以不使用与独立拍摄用体模对应的 b 值的空间分布 bmeasuredA(x， y， z) 而求出修正后的 b 值的空间分布 bmeasured(x， y， z)。
     然后， 数据修正部 43 把求出的修正后的 b 值的空间分布 bmeasured(x， y， z) 赋予数据
     处理部 42。
     然后， 在步骤 S15 中， 数据处理部 42 通过进行 DWI 解析和 / 或 DTI 解析， 像式 (9) 所示的那样， 根据修正后的 b 值的空间分布 bmeasured(x， y， z) 以及与 b ＝ 0 和 b ＞ 0 对应的 畸变修正处理和信号强度修正处理后的多个人体图像数据 SDIcor(x， y， z， b ＝ 0)、 SDIcor(x， y， z， b ＞ 0)， 制作修正了的 ADC 图像数据 ADCcor(x， y， z)。
     ADCcor(x， y， z) ＝ ln[SDIcor(x， y， z， b ＝ 0)/SDIcor(x， y， z， b ＞ 0)]/bmeasured(x， y， z)
     (9)
     其中， 有时 ADC 值的测定值相对于理论值具有非线性性质。在那种情况下， 优选 地， 用用来修正 ADC 值的非线性性质的影响的修正函数 CorADC， 像式 (10) 所示的那样， 变换 ADC 图像数据 ADCcor(x， y， z)。
     ADCcor(x， y， z) ＝ CorADC[ADCcor(x， y， z)] (10)
     利用式 (10) 可以分别对 ADC 图像数据 ADCcor(x， y， z) 的全部体素修正 ADC 值的非 线性性质的影响。修正函数 CorADC 是二次式就足够了。因此， 通过根据体模的已知的多个 ADC 值 ADCP.ideal 和根据体模图像数据实际测定的多个 ADC 值 ADCP.measured 确定式 (11) 的系数 A、 B， 求出修正函数 CorADC。
     ADCP.measured ＝ CorADC[ADCP.ideal] ＝ CorADC[ADCP.ideal] ＝ A*ADCP.ideal2+B*ADCP.ideal (11)
     其中， A、 B 是系数。
     另一方面， 利用式 (12) 从修正后的 ADC 图像数据 ADCcor(x， y， z) 可以求出修正后 的 FA 图像数据 FAcor(x， y， z)。
     FAcor(x， y， z) ＝ sqrt(1.5)*sqrt[(λ1(x， y， z)-Dm(x， y， z)]2
     +[λ2(x， y， z)-Dm(x， y， z)]2 (12) 2
     +[λ3(x， y， z)-Dm(x， y， z)} ] 2
     /sqrt[λ1(x， y， z) +λ2(x， y， z)2+λ3(x， y， z)2]
     其中，
     Dm ＝ traceADCcor(x， y， z)/3 ＝ [λ1(x， y， z)+λ2(x， y， z)+λ3(x， y， z)]/3
     λ1、 λ2、 λ3(λ1 ＞ λ2 ＞ λ3) 是修正后的 3×3 扩散张量矩阵的正交化后的对 角成分。
     另外， 根据需要， 在步骤 S16 中， 可以用与 b ＝ 0 对应的畸变修正处理和信号强度 修正处理后的人体图像数据 SDIcor(x， y， z， b ＝ 0) 和修正后的 ADC 图像数据 ADCcor(x， y， z) 修正 DWI 数据。此时， 在数据处理部 42 中， 利用式 (13) 计算与 b ＞ 0 对应的修正后的人体 图像数据 SDIBcor(x， y， z， b ＞ 0)。
     SDIBcor(x， y， z， b ＞ 0) ＝ SDIcor(x， y， z， b ＝ 0)*exp[-bmeasured(x， y， z)*ADCcor(x， y， z)}
     (13)
     作为 b ＞ 0 的 DWI 图像数据， 经常制作各向同性 (isotropic)DWI 图像数据， 此时 把式 (13) 中的 ADCcor(x， y， z) 作为 traceADCcor(x， y， z) 即可。
     然后， 把这样制作的修正后的 ADC 图像数据 ADCcor(x， y， z)、 修正后的 FA 图像数据FAcor(x， y， z) 和修正后的 DWI 图像数据 SDIBcor(x， y， z， b ＞ 0) 从数据处理部 42 输出到显示 装置 34。此时， 在显示装置 34 上显示的修正后的 ADC 图像数据 ADCcor(x， y， z)、 修正后的 FA 图像数据 FAcor(x， y， z) 和修正后的 DWI 图像数据 SDIBcor(x， y， z， b ＞ 0)， 由于是用基于来自 ADC 值已知的独立拍摄用体模和 / 或人体同时拍摄用体模的图像数据计算的 b 值的测定值 计算的， 所以精度高。
     即， 以上那样的通过进行 b 值的修正提高 ADC 值、 FA 值和 DWI 图像的测定精度的 方法是， 根据与人体另行和 / 或同时对 ADC 值已知的体模进行成像而得到的体模图像数据 求出体模的 ADC 值的理论值与测定值的偏移量， 用根据该偏移量制作的 b 值的修正函数， 求 出形状畸变修正后的整个 FOV 的修正后的 b 值的空间分布， 作为修正数据。然后， 可以用修 正后的 b 值的空间分布高精度地计算通过 DWI 分析或 DTI 分析得到的定量参数即 ADC 值或 FA 值还有 DWI 图像数据。与后述的通过进行 ADC 值的修正提高测定精度的方法相比， 该方 法可以期待处理量的降低。
     例如， 在 b 值中可以存在二次以上的空间分布时， 可以基于通过独立拍摄用体模 的成像得到的体模图像数据详尽地测定整个 FOV 的 b 值的空间分布。另外， 针对通过独立 拍摄用体模的成像测定的 b 值的空间分布， 基于与人体一起在空间上被部分地成像的人体 同时拍摄用体模图像数据进行 0 次或一次的修正处理。
     另一方面， 在人体成像时不能设置体模的 FOV 的中心部， b 值的二次以上的空间分 布可以忽略时， 可以利用人体同时拍摄用体模的成像求出整个 FOV 的 b 值。因此， 不进行独 立拍摄用体模的成像， 与人体一起进行用人体同时拍摄用体模的成像即可。
     下面， 说明通过进行 ADC 值的修正提高 ADC 值等的定量值和 DWI 图像的测定精度 时的情形。
     图 14 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 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。另外， 对与图 10 相同的步骤赋予相同的附图标记， 说明省略。
     此时， 在步骤 S21 中， 数据修正部 43 从数据处理部 42 取得畸变修正和信号强度修 正后的人体同时拍摄用体模图像数据， 计算用来修正 ADC 值的修正系数。另外， 修正处理为 一次时， 是换算 (scaling) 处理 ； 如果为二次以上则是换算处理或使用了修正函数的修正 处理。
     在人体同时拍摄用体模图像数据的信号强度中， 与上述式 (3) 同样的式 (14) 的关 系成立。
     ln[SPB.DIcor(x， y， z， b ＝ 0)/SPB.DIcor(x， y， z， b ＞ 0)]
     ＝ bmeasuredB(x， y， z)*ADCPB.ideal ＝ bideal*ADCPB.measured(x， y， z) (14)
     于是， 根据式 (14) 的关系利用式 (15) 求出人体同时拍摄用体模的 ADC 值的测定 值 ADCPB.measured(x， y， z)。
     ADCPB.measured(x， y， z) ＝ ln[SPB.DIcor(x， y， z， b ＝ 0)/SPB.DIcor(x， y， z， b ＞ 0)]/bidcal
     (15)
     然后， 根据人体同时拍摄用体模的 ADC 值的测定值 ADCPB.measured(x， y， z) 和理论值 ADCPB.ideal 的比推定 ADC 值的换算系数 Kcor 或多个修正系数。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。 图 15 中， 横轴表示人体同时拍摄用体模的 ADC 值的理论值 ADCPB.ideal， 纵轴表示某 位置处的人体同时拍摄用体模的 ADC 值的测定值 ADCPB.measured(x， y， z)。
     在人体同时拍摄用体模的 ADC 值的测定值 ADCPB.measured(x， y， z) 和理论值 ADCPB.ideal 为线性时， 得到像图 15 所示那样的表示各 ADC 值的理论值 ADCPB.ideal 与测定值 ADCPB.measured 的关系的绘图数据。因此， 人体同时拍摄用体模的 ADC 值的测定值 ADCPB.measured(x， y， z) 和 理论值 ADCPB.ideal 的关系， 可以像式 (16-1) 和式 (16-2) 那样通过使用了系数 K1、 K2、 k1、 k2 的线性模型进行直线近似。
     ADCPB.measured ＝ K1·ADCPB.ideal+K2 (16-1)
     ADCPB.ideal ＝ k1·ADCPB.measured+k2 (16-2)
     此时， 如果可以忽略同一 ADC 值的测定值 ADCPB.measured 的空间分布， 则换算系数 Kcor 就是式 (16-2) 所示的直线的斜率 k1。 因此， 通过从至少一个 ADC 值的测定值 ADCPB.measured(x， y， z) 和理论值 ADCPB.ideal 求出通过原点的直线， 可以计算换算系数 Kcor。换言之， 换算系数 Kcor 可以利用式 (17) 根据某位置处的至少一个 ADC 值的测定值 ADCPB.measured 和理论值 ADCPB. ideal 求出。
     Kcor ＝ ADCPB.ideal/ADCPB.measured (17)
     另一方面， 在 ADC 值的测定值 ADCPB.measured 的空间分布不能忽略时， 必须在不同位置 上设置同一 ADC 值的人体同时拍摄用体模。例如， ADC 值的测定值 ADCPB.measured 的空间分布 为二次分布时， 优选地， 在一个方向上的三个以上位置上设置人体同时拍摄用体模。
     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 ADCPB. measured 具有空间分布时的例子的图。
     图 16 中， 横轴表示 X 轴方向的位置， 纵轴表示 Y 轴方向的位置， 柱图的高度表示 ADC 值的测定值 ADCPB.measured。
     像图 4 和图 5 所示的那样， 在 FOV 的四角位置上分别设置 ADC 值相同的人体同时 拍摄用体模时， 在 ADC 值的测定值 ADCPB.measured 具有空间分布时， 像图 16 所示的那样， 各人体 同时拍摄用体模的 ADC 值的测定值 ADCPB.measured 是不同的值。因此， 像式 (18) 所示的那样， 从第 n 个位置 (x， y， z) 处的人体同时拍摄用体模的 ADC 值的测定值 ADCPB.measured(x， y， z) 和 理论值 ADCPB.ideal 得到针对各位置 (x， y， z) 的换算系数 Kncor(x， y， z)， 作为修正系数。
     Kncor(x， y， z) ＝ ADCPB.ideal/ADCPB.measured(x， y， z) (18)
     其中， n 是人体同时拍摄用体模的识别编号。
     在这样的情况下， 可以针对 N 个人体同时拍摄用体模分别用式 (18) 计算换算系数 Kncor(x， y， z)， 根据得到的针对 N 个位置 (x， y， z) 的多个换算系数 Kncor(x， y， z) 用近似式 求出空间上连续的换算系数 Kcor(x， y， z)。
     图 17 是示出人体同时拍摄用体模的 ADC 值的理论值与测定值为非线性时的例子 的图。
     图 17 中， 横轴表示人体同时拍摄用体模的 ADC 值的理论值 ADCPB.ideal， 纵轴表示某 位置处的人体同时拍摄用体模的 ADC 值的测定值 ADCPB.measured(x， y， z)。
     在人体同时拍摄用体模的 ADC 值的测定值 ADCPB.measured(x， y， z) 与理论值 ADCPB.ideal
     为非线性时， 得到像图 17 所示那样的表示各 ADC 值的理论值 ADCPB.ideal 与测定值 ADCPB.measured 的关系的绘图数据。此时， 可以根据可以忽略位置依赖性且具有不同 ADC 值的人体同时拍 摄用体模的多个 ADC 值的测定值 ADCPB.measured 和多个理论值 ADCPB.ideal， 像式 (19) 所示的那 样， 求出 ADC 值的修正函数 f。
     ADCPB.ideal ＝ f(ADCPB.measured) (19)
     可以从例如式 (20-1) 所示的二次近似式像式 (20-2) 那样确定修正函数 f。 但是， 也可以用三次以上的高次近似式确定。
     ADCPB.measured ＝ M1·ADCPB.ideal2+M2·ADCPB.ideal (20-1) 2
     ADCPB.ideal ＝ m1·ADCPB.measured +M2·ADCPB.measured (20-2)
     其中， 在式 (20-1) 和式 (20-2) 中， M1、 M2、 m1、 m2 是系数。可以通过使用了多个 ADC 值的测定值 ADCPB.measured 的二次拟合求出系数 M1、 M2、 m1、 m2。
     在 ADC 值的测定值 ADCPB.measured 没有空间分布时， 也可以像图 7 所示的那样在不同 位置上设置具有不同 ADC 值的多个基准体模 24B， 也可以像图 8 所示的那样在视为相同的位 置上设置具有不同 ADC 值的分割基准体模 24I 的组。但是， 从除去伪像的角度出发， 像上述 那样在人体同时拍摄用体模的 PE 方向上不配置人体是优选的。
     另一方面， 在 ADC 值的测定值 ADCPB.measured 有空间分布时， 像图 8 所示的那样在视为 相同的位置上设置具有不同 ADC 值的分割基准体模 24I 的组有利于使处理简化。此时， 可 以用例如以下的方法计算换算系数 Kncor(x， y， z)。
     首先， 用与式 (18) 同样的式 (21)， 根据第 n 个位置 (x， y， z) 处的人体同时拍摄用 体模的 ADC 值的测定值 ADCPB.measured(x， y， z) 和理论值 ADCPB.ideal(x， y， y， z) 计算针对各位置 (x， z) 的换算系数 Kncor(x， y， z)。
     Kncor(x， y， z， ADC) ＝ ADCPB.ideal(x， y， z)/ADCPB.mcasured(x， y， z) (21)
     其中， n 是人体同时拍摄用体模的识别编号。
     另外， 可以针对 N 个人体同时拍摄用体模分别用式 (21) 计算换算系数 Kncor(x， y， z， ADC)， 根据得到的针对 N 个位置和 ADC 值 (x， y， z， ADC) 的多个换算系数 Kncor(x， y， z， ADC) 用近似式求出空间上连续的换算系数 Kcor(x， y， z， ADC)。
     另一方面， 在步骤 S15 中， 数据处理部 42 通过进行 DWI 解析和 / 或 DTI 解析， 像式 (22) 所示的那样， 从 b 值的理想值即控制值 bideal 以及与 b ＝ 0 和 b ＞ 0 对应的畸变修正处 理和信号强度修正处理后的至少两组人体图像数据 SDIcor(x， y， z， b ＝ 0)、 SDIcor(x， y， z， b＞ 0)， 制作修正前的 ADC 图像数据 ADCmeasured(x， y， z) 即人体的 ADC 值的测定数据。
     ADCmeasured(x， y， z) ＝ ln{SDIcor(x， y， z， b ＝ 0)/SDIcor(x， y， z， b ＞ 0)}/bidcal
     (22)
     然后， 在步骤 S31 中， 数据修正部 43 从数据处理部 42 取得修正前的人体的 ADC 图 像 数 据 ADCmeasured(x， y， z)， 用 换 算 系 数 Kcor 等 的 修 正 系 数 修 正 人 体 的 ADC 图 像 数 据 ADCmeasured(x， y， z)。例如， 数据修正部 43 通过像式 (23-1)、 (23-2) 或 (23-3) 所示的那样， 在人体的 ADC 图像数据 ADCmeasured(x， y， z) 上乘上换算系数 Kcor， 计算修正后的人体的 ADC 图 像数据 ADCcor(x， y， z)。
     ADCcor(x， y， z) ＝ Kcor*ADCmeasured(x， y， z) (23-1)
     ADCcor(x， y， z) ＝ Kcor(x， y， z)*ADCmeasured(x， y， z) (23-2)ADCcor(x， y， z) ＝ Kcor(x， y， z， ADC)*ADCmeasured(x， y， z) (23-3)
     另外， 式 (23-1) 表示人体同时拍摄用体模的 ADC 值的测定值 ADCPB.measured 与理论值 ADCPB.ideal 为线性且 ADC 值的测定值 ADCPB.measured 无空间分布时的修正处理。另外， 式 (23-2) 表示人体同时拍摄用体模的 ADC 值的测定值 ADCPB.measured 和理论值 ADCPB.-ideal 为线性且 ADC 值的测定值 ADCPB.measured 有空间分布时的修正处理。 而且， 式 (23-3) 表示人体同时拍摄用体 模的 ADC 值的测定值 ADCPB.measured 与理论值 ADCPB.ideal 为非线性且 ADC 值的测定值 ADCPB.measured 有空间分布时的修正处理。
     另外， 也可以像式 (20-2) 所示的那样， 用由多个系数定义的修正函数根据 ADC 图 像数据 ADCmeasured(x， y， z) 计算修正后的人体的 ADC 图像数据 ADCcor(x， y， z)。此时， 修正处 理不能是简单的换算。
     然后， 把修正后的人体的 ADC 图像数据 ADCcor(x， y， z) 作为修正数据从数据修正 部 43 赋予数据处理部 42。因此， 数据处理部 42 可以根据需要基于修正后的 ADC 图像数据 ADCcor(x， y， z) 求出 FA 图像数据 ADCcor(x， y， z) 或 DWI 图像数据 SDIBcor(x， y， z， b ＞ 0)。
     另外， 可以像式 12 所示的那样， 把与作为要素的 ADC 图像数据 ADCcor(x， y， z) 相当 的 3×3 对称矩阵对角化， 用要素 λ1、 λ2、 λ3、 ADCcor(x， y， z) 计算 FA 图像数据 ADCcor(x， y， z)。 即， 以上的通过进行 ADC 值的修正提高 ADC 值、 FA 值和 DWI 图像的测定精度的方 法是， 基于 ADC 值已知的体模图像数据求出作为最终的测定参数的人体的 ADC 值的修正系 数， 用修正系数修正人体的 ADC 值的实测值。
     这样， 以上那样的磁共振成像装置 20 可以利用 ADC 值、 FA 值、 T1 值、 T2 值、 质子密 度、 温度、 化学移动量、 血流量、 氧浓度等的物理量已知的基准体模的信号值的测定值与理 论值的偏离量， 修正人体等的测定对象的物理量。尤其是， 磁共振成像装置 20 可以用修正 了畸变的 DWI 图像高精度地定量测定 ADC 值或 FA 值等的物理量。
     ( 效果 )
     因此， 根据磁共振成像装置 20， 可以比现有技术更简便且高精度地进行 ADC 值等 的物理量的定量计测。例如， 在进行 DWI 分析、 DTI 分析时， 即使硬件相同或被更新， 也无须 确定 b 值的误差的原因， 可以以高精度获得 ADC 图像或 FA 图像。尤其是， 在 DWI 中必需的 利用涡电流的影响的数据修正也不再是必需的了。
     另外， 与只拍摄人体时相比， 通过使用通过 ADC 值等的物理量和形状已知的基准 体模的成像获得的图像数据， 形状畸变的修正、 数据分析更容易。而且， 即使在数据的测定 结果有误差时， 由于 ADC 值或 FA 值等的物理量为已知的体模在图像内， 所以也可以检测误 差。
     而且， 由于使用固定了基准体模的专用的接收用 RF 线圈， 所以容易设置人体。
     ( 变形例 )
     在上述的实施方式中， 示出了不在人体上而在机台 37 系统即机架坐标系中固定 了接收用 RF 线圈 24A 和人体同时拍摄用体模的例子， 但也可以把人体同时拍摄用体模固定 在人体上。如果人体相对于机台 37 移动， 则为了排除回波时间 (TE ： echo time) 之间的人 体移动的影响而必须进行移动修正。该移动修正是为了减少模糊、 虚影而对一帧大小或一 组图像数据一直以来进行的公知的修正， 可以在计算机 32 的数据修正部 43 中进行。
     但是， 在把人体同时拍摄用体模固定在机架坐标系中时， 如果不从 FOV 除去移动 修正前不追随人体移动的机架坐标系的人体同时拍摄用体模， 则会导致伪像的产生。
     与此相对， 如果把人体同时拍摄用体模固定在人体坐标系中， 则可以使人体同时 拍摄用体模的位置追随人体的移动。因此， 即使人体相对于机台 37 移动， 也可以对来自追 随人体移动的人体同时拍摄用体模的数据与来自人体的数据一起修正。因此， 只要把人体 同时拍摄用体模固定在人体坐标系中， 就无须在移动修正前从 FOV 除去人体同时拍摄用体 模， 且与把人体同时拍摄用体模固定在机架坐标系中时相比， 可以减轻人体的移动修正导 致的伪像。
     另外， 在伴随着特别强的倾斜磁场和拍摄部位的移动的头部的 DWI 中人体移动的 影响大。但是， 与头相对于机台 37 的移动量对应的倾斜磁场或涡电流的空间分布的变化 大小， 与倾斜磁场的非线性性质或涡电流的空间分布的变化量相比， 可以忽略， 十分小。因 此， 在进行移动修正是很重要的 DWI 中也是， 只要把人体同时拍摄用体模固定在人体坐标 系中， 就可以无障碍地容易地应用上述那样的考虑了 ADC 的非线性性质的数据修正。
     此时， 发送用的 RF 线圈 24 和 / 或接收用 RF 线圈 24A 也可以固定在人体坐标系中。 如果与人体同时拍摄用体模一起把发送用的 RF 线圈 24 和 / 或接收用 RF 线圈 24A 固定在 人体坐标系统中， 则由于人体同时拍摄用体模相对于发送用的 RF 线圈 24 和 / 或接收用 RF 线圈 24A 的移动量也可以充分地减小， 所以可以提高移动修正的精度。相反， 如果把人体同 时拍摄用体模固定在人体坐标系统中， 而把发送用的 RF 线圈 24 和 / 或接收用 RF 线圈 24A 固定在机架坐标系统中， 则可获得提高舒适性的效果。
     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 24A 的例 子的图。图 19 是图 18 所示的接收用 RF 线圈单元的俯视图。图 20 是图 18 所示的接收用 RF 线圈单元的侧视图。
     像图 18 所示的那样， 通过在框 50 上设置任意数目的人体同时拍摄用体模 51 和接 收用 RF 线圈 52， 可以构成接收用 RF 线圈单元 53。
     接收用 RF 线圈 52 的输出侧与用来向控制系统 25 的接收器 30 无线发送接收到的 RF 信号的无线天线 54 连接。因此， 此时， 接收器 30 也与用来接收从接收用 RF 线圈 52 经由 无线天线 54 发送的 RF 信号的无线天线连接。因此， 不需要接收用 RF 线圈 52 与接收器 30 之间的信号缆线的一部分， 可以在机架内与人体一起以一定程度自由地移动接收用 RF 线 圈单元 53。
     框 50 具有帽子状或头盔状的结构从而可以安装在人体的头部 PH 上。从强度和位 置固定的角度出发， 框 50 由与头盔材料同样硬的材料构成是优选的。
     另一方面， 在框 50 的内侧设置与头部 PH 匹配那样的柔软的成形 (forming) 材料 55。成形材料 55 不仅是缓冲垫形状的材料， 也可以是可以卷绕到头部 PH 上的绳状的材料。 另外， 利用成形材料 55 可以把框 50 挤压并有挠性地固定在因人而异的各种形状和尺寸的 头部 PH 上。
     因此， 可以吸收人体间的头部 PH 的固体差。另外， 可以像戴帽子一样把接收用 RF 线圈单元 53 固定在人体的头部 PH 上。此时， 即使头部 PH 移动也可以把接收用 RF 线圈单 元 53 和头部 PH 作为刚体处理。即， 可以把整个接收用 RF 线圈单元 53 固定在人体的头部 坐标系中， 使其追随头部 PH 的移动而移动。另外， 把例如人体同时拍摄用体模 51 埋入框 50 的内部。即， 把框 50 和接收用 RF 线圈 52 与人体同时拍摄用体模 51 一体化。因此， 人体同时拍摄用体模 51 相对于头部 PH 的位置的固体差消失， 即使不利用图像处理来观察人体同时拍摄用体模 51 也可以确定人 体同时拍摄用体模 51 的位置。图 18 中示出了在体轴 ( 头脚 ) 方向即 Z 轴方向上设置 4 个 柱状的人体同时拍摄用体模 51 的例子。
     另外， 也可以是， 框 50 不是硬的材料， 而是与导电性的接收用 RF 线圈 52 的图案一 起由薄薄地延展的材料构成。此时也是， 通过使框 50 自由地匹配并像帽子一样戴在各种形 状和尺寸的头部 PH 上， 可以把整个接收用 RF 线圈单元 53 固定在人体的头部坐标系中。但 是， 人体同时拍摄用体模 51 相对于头部 PH 的位置可能会根据框 50 的安装状态多少有些变 化。于是， 在计算机 32 的数据修正部 43 中， 通过三维的图像处理进行人体同时拍摄用体模 51 的观察和位置的检测。
     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。
     像图 21 所示的那样， 在步骤 S11 中进行人体同时拍摄用体模和人体的成像后， 在 步骤 S41 中可以进行图像数据的移动修正。
     具体地， 在步骤 S51 中的判断中， 判断人体同时拍摄用体模是否固定在人体坐标 系中。另外， 该判断可以在计算机 32 的数据修正部 43 中进行， 但也可以不在计算机 32 中 进行实际判断。
     另外， 在人体同时拍摄用体模未固定在人体坐标系中时， 在步骤 S51 中利用数据 修正部 43 从通过成像收集的图像数据抽出人体部分， 进行被抽出的人体图像数据的移动 修正。 即， 如果是图像重建后的图像数据， 则容易把人体部分与人体同时拍摄用体模部分空 间分离。因此， 从图像数据中只抽出人体部分， 作为移动修正的对象。
     例如， 可以利用针对图像数据的阈值处理自动设定与人体部分相当的关注区域 (ROI)， 抽出设定了的 ROI 内的图像数据作为人体图像数据。另外， 在人体同时拍摄用体模 固定在机架坐标系中时， 人体同时拍摄用体模的位置和区域是已知的。 因此， 也可以利用人 体同时拍摄用体模的位置信息和区域信息自动抽出人体同时拍摄用体模以外的区域， 作为 人体图像数据。或者， 也可以在显示装置 34 上显示通过成像收集的图像数据， 利用输入装 置 33 的操作手动地抽出人体图像数据。
     作为具体的移动修正法， 有不与成像数据一起描绘相位编码， 或以比用来收集成 像数据的相位编码量小的相位编码量测定移动量的回波信号， 以与基于收集的回波信号求 出的移动量相当的量使图像数据的位置移动的方法。另外， 也可以通过使用移动传感器进 行监测来取得移动量。
     在移动量以二维分布或三维分布给出时， 在图像空间中只要针对每个像素修正图 像数据的位置即可。另外， 在移动量是一维分布 ( 例如投影方向 ) 时， 只要只把人体同时拍 摄用体模部的数据在一定维数 ( 例如投影方向和垂直方向 ) 上进行逆 FT 后进行移动修正， 移动修正后再次 FT 即可。
     另一方面， 在人体同时拍摄用体模固定在人体坐标系中时， 在步骤 S51 中利用数 据修正部 43 进行包含人体部分和人体同时拍摄用体模部分的图像数据的移动修正。即， 无 须抽出人体部分， 就可以与人体同时拍摄用体模部分一起进行人体部分的移动修正。