CN101991416A - 磁共振成像装置和高频线圈单元 - Google Patents

磁共振成像装置和高频线圈单元 Download PDF

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Abstract

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。

Description

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，经常使用1000(s/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1000(s/mm2))，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。
x &prime; y &prime; = T x y z - - - ( 1 )
其中， T = a 1 b 1 c 1 a 2 b 2 c 2 .
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)
+Gyerror.ratio(x，y，z)2*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，y， z)、ADCPB.measured(x，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，y， z)、ADCPB.measured(x，y，z)相同。即，如果用bCor[]表示用独立拍摄用体模测得的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.ideal 2+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)
+[λ3(x，y，z)-Dm(x，y，z)}2]
/sqrt[λ1(x，y，z)2+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.ideal 2+M2·ADCPB.ideal     (20-1)
ADCPB.ideal＝m1·ADCPB.measured 2+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，z)计算针对各位置(x，y，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。

Claims (28)

1.一种磁共振成像装置，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，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
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。
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