專利名稱：磁共振圖像裝置的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及應用磁共振現(xiàn)象將受檢體內的組織構造圖象化的磁共振成像裝置(以下稱作MRI裝置)，特別涉及適用在采用多個接收線圈并高速拍攝受檢體的并行成像中的MRI裝置。
背景技術：
在MRI裝置中，改變向核磁共振信號(以下稱作NMR信號)供給的相位編碼量，同時重復執(zhí)行脈沖序列，由此取得在一幅圖像再構成中所需要的回波信號。為此，拍攝時間是由脈沖序列的重復時間(TR)和重復次數決定。進行高速拍攝時，一般采用通過一次脈沖序列的執(zhí)行能夠測量多個回波信號的多回波型的脈沖序列，或者將脈沖序列的重復時間縮短到數毫秒～數十毫秒的脈沖序列。
另一方面，在對冠狀動脈拍攝等心臟領域進行拍攝時，需要比上述脈沖序列的拍攝更高速地拍攝圖像。作為進行該高速拍攝的方法，提出稱作并行成像法的高速拍攝法。
并行成像法，是通過采用多個接收線圈，同時等間隔提取相位編碼步驟，執(zhí)行脈沖序列而減少脈沖序列的重復次數，由此縮短拍攝時間的方法。如果單純以執(zhí)行并行成像法脈沖序列并將所取得的測量信號進行圖像再構成，那么在再構成的圖像中會產生折疊偽像。該折疊偽像，是由于所得到的圖像的視野和在并行成像中信號實際的測量視野不同而產生的，所以可采用預先求得的各接收線圈的靈敏度分布通過進行矩陣運算除去。一般在并行成像方法中根據接收線圈的數目可縮短拍攝時間。也就是說在原理上可以從通常拍攝的相位編碼步數只間隔提取接收線圈數目個的相位編碼矩陣數目。其結果是比如，如果接收線圈為N個，那么能夠將拍攝時間縮短為由通常的相位編碼數目拍攝時的1/N倍。
但是，在并行成像法中，為了除去圖像上產生的折疊偽像需要各接收線圈的靈敏度分布。為了得到該各接收線圈的靈敏度分布，在將受檢體進行拍攝之前，讓受檢體位于拍攝空間中并且在安裝接收線圈的狀態(tài)下，與間隔提取用于得到受檢體的檢查圖象的相位編碼步驟的脈沖序列不同，需要執(zhí)行接收線圈的靈敏度分布取得用脈沖序列。進一步，如果要對受檢體的拍攝部位進行位置不同的多個斷層的拍攝并診斷，那么需要對進行拍攝的所有斷層位置執(zhí)行該靈敏度取得用的脈沖序列。因而，存在并行成像的總體拍攝時間變得非常長的問題。
作為縮短該并行成像的總體拍攝時間的技術之一，是通過3維坐標測量接收線圈的靈敏度分布的技術，但在對進行拍攝的所有斷層位置取得的靈敏度分布數據上沒有改變，所以時間縮短的效果較小，希望能夠進一步縮短時間。
另外，在拍攝之前進行接收線圈的靈敏度分布的測量和受檢體的拍攝，然后在改變拍攝斷層位置并再次進行拍攝時，需要將接收線圈的靈敏度分布與拍攝斷層位置一起進行再次測量。

發(fā)明內容
本發(fā)明的第1目的在于，提供一種能夠縮短根據并行成像法以多個斷層拍攝受檢體的拍攝部位時的總體拍攝時間的MRI裝置。
本發(fā)明的第2目的在于，提供一種在根據并行成像法拍攝受檢體時，為了除去折疊偽像，能夠在短時間內取得必要的接收線圈靈敏度分布的MRI裝置。
本發(fā)明的第3目的在于，提供一種在根據并行成像法拍攝受檢體時，為了除去折疊偽像，能夠簡單地取得必要的接收線圈靈敏度分布的MRI裝置。
為了解決上述課題，本發(fā)明包括多個接收線圈，其接收從受檢體產生的磁共振信號；靈敏度圖像數據取得裝置，其使用上述接收線圈執(zhí)行第1脈沖序列，從所述受檢體的間隔的多個斷層位置通過所述多個接收線圈的每一個取得靈敏度圖像數據；檢查圖像數據取得裝置，其使用上述多個接收線圈執(zhí)行間隔提取k空間的相位編碼矩陣的第2脈沖序列，從所述受檢體的每個順次鄰接的多個斷層位置，在每個所述接收線圈中取得檢查圖像數據；偽像除去裝置，其根據所述多個靈敏度圖像數據，生成所述檢查圖像數據的斷層位置的所述多個接收線圈的各靈敏度分布數據，使用該生成的接收線圈的靈敏度分布數據，除去所述檢查圖像的折疊偽像。
在圖像中生成折疊偽像部分的圖像數據中，不同區(qū)域的數據成分折疊并重合。在此，根據多個接收線圈的圖像數據和各接收線圈靈敏度分布數據和拍攝斷面的多點數據成分之間的關系建立連立方程式，通過矩陣運算求解該連立方程式，將折疊部分的重合區(qū)域的數據成分分離。通過展開該分離的圖像數據除去圖像的折疊。
由此，測量空間，即為了執(zhí)行間隔提取k空間的相位編碼步驟的第2脈沖序列，并除去所取得的圖像數據折疊部分，需要各個對應圖像數據的斷層位置的靈敏度分布數據，該靈敏度分布數據，從執(zhí)行取得k空間的中央區(qū)域(低頻域)的測量數據的第1脈沖序列所取得的靈敏度圖像數據中算出。由此，能夠縮短取得接收線圈的靈敏度分布的時間。
在本發(fā)明的MRI裝置中，由第1脈沖序列取得的靈敏度圖像數據為n幅，比由第2脈沖序列所取得的包括折疊部分的檢查圖像數據的m幅要少，在m幅圖像數據中，沒有對應其斷層位置的靈敏度分布數據的情況下，采用所取得的靈敏度分布數據通過插補生成。為此，由于能夠減少用于取得接收線圈靈敏度分布的第1脈沖序列的重復次數，所以能夠縮短重復執(zhí)行第1脈沖序列的總體時間，能夠縮短由第1脈沖序列和第2脈沖序列構成的并行成像的總體拍攝時間。
另外，本發(fā)明的MRI裝置，包括圖像數據取得裝置，其執(zhí)行第1序列，并在每個接收線圈中，分別取得不同斷層位置的多幅靈敏度圖像數據，同時執(zhí)行第2序列，并在每個接收線圈中，取得多幅折疊圖像數據的；偽像去除裝置，其根據靈敏度圖像數據，在每個接收線圈中，生成該靈敏度圖像數據的斷層位置的靈敏度分布數據，根據對應于所述折疊圖像數據的斷層位置的所述靈敏度分布數據，將所述檢查圖像中產生的折疊偽像除去。
另外，本發(fā)明的MRI裝置，能夠以兩種類型的第1接收線圈和第2接收線圈構成多個接收線圈。此時，第1接收線圈與第2接收線圈相比是靈敏度分布均一的線圈。這樣，如果以第1接收線圈所取得的靈敏度分布的均一圖像為基準，那么能夠高精度地計算出第2接收線圈的各靈敏度分布。
另外，在不具有靈敏度分布均一的第1接收線圈的構成中，將采用多個接收線圈得到的測量數據進行合成，生成具有比根據單一接收線圈所取得的測量數據而生成的圖像更均一的靈敏度分布的圖像。通過將該具有均一靈敏度分布的圖像作為基準，能夠高精度地算出各接收線圈的靈敏度分布。


圖1是表示本發(fā)明MRI裝置的第1實施方式的信號處理部的信號處理次序的圖。
圖2是表示應用本發(fā)明MRI裝置的第1實施方式的概略構成圖。
圖3是說明應用本發(fā)明MRI裝置的第1實施方式的接收線圈的圖。
圖4是本發(fā)明MRI裝置的第1實施方式的多個RF接收線圈以及接收部的概略構成圖。
圖5是說明本發(fā)明MRI裝置中所使用的脈沖序列的圖。
圖6是說明用本發(fā)明MRI裝置中的并行成像法去除作為除去對象的圖像的折疊偽像的圖。
圖7是說明由本發(fā)明MRI裝置的第1實施方式的脈沖序列所取得的圖像數據以及根據斷層插補處理生成的圖像數據的圖。
圖8是表示本發(fā)明MRI裝置的第2實施方式的信號處理部的信號處理次序的圖。
圖9是說明根據本發(fā)明MRI裝置的第2實施方式的靈敏度分布計算處理以及斷層插補處理所生成的靈敏度分布數據和由脈沖序列所取得的圖像數據的圖。
圖10是說明本發(fā)明的MRI裝置的第3實施方式的接收線圈的圖。
圖11是本發(fā)明的MRI裝置的第3實施方式的復合接收線圈以及接收部的概略構成圖。
具體實施例方式
(第1實施方式)下面，參照

本發(fā)明的MRI裝置以及MR成像方法。首先，參照圖1至圖7說明本發(fā)明的MRI裝置的第1實施方式。
本實施方式的MRI裝置，如圖2所示，在容納受檢體401的規(guī)定大小的空間(以下，稱作拍攝空間)中，包括磁石402，其產生具有規(guī)定強度的均一的靜磁場；傾斜磁場線圈403，其在該拍攝空間中產生傾斜磁場；體線圈404，其在該拍攝空間中產生高頻磁場，并檢測受檢體401所產生的NMR信號，將其接收發(fā)送；RF探頭405，其檢測受檢體401所產生的NMR信號。在這里或者以下，RF是Radio Frequency(無線電頻率)的略稱。在圖2中，作為應用本發(fā)明的MRI裝置，表示在圖中左右方向上產生靜磁場的水平磁場方式的MRI裝置，但是本發(fā)明也能夠應用于在圖中上下方向上產生靜磁場的垂直磁場方式的MRI裝置。
傾斜磁場線圈403，是由產生X、Y、Z這3個方向的傾斜磁場的多個線圈構成，根據來自傾斜磁場電源409的信號分別產生傾斜磁場。該傾斜磁場重疊在靜磁場上，用于在拍攝斷層的選擇或者NMR信號的編碼。
體線圈404，根據從RF發(fā)送部410輸出的信號產生RF磁場(RF脈沖)。因此，體線圈404按照使其靈敏度分布幾乎均一那樣，配置線圈導體，因此在本實施方式中，可以作為NMR信號的接收用，該NMR信號用于求得基準信號，該基準信號用于求得接收線圈的靈敏度分布。上述RF磁場，用于激發(fā)放置在拍攝空間內的受檢體404的體內的核自旋。另外，基準信號是用于求得接收線圈的靈敏度分布，用于得到該基準信號的線圈，可以不是接收發(fā)送兼用線圈，也可以設置靈敏度幾乎均一的專用的接收線圈。
通過體線圈404以及RF探頭405所接收的信號，通過信號檢測部406檢測，在信號處理部407進行信號處理后，進行運算處理并變換為圖像數據。在本發(fā)明所處理的圖像數據中，包括供給受檢體診斷的檢查圖像數據，和用于求得線圈的靈敏度分布的靈敏度圖像數據，其中供給受檢體診斷的檢查圖像數據，在顯示部408中作為圖像顯示。
傾斜磁場電源409、RF發(fā)送部410、信號處理部407以及顯示部408由控制部411控制?？刂撇?11進行控制的時序圖一般被稱作脈沖序列。床412放置著受檢體401，并將其在磁鐵內部的拍攝空間和磁石外部之間運送。
在本實施方式的MRI裝置中，RF探頭405如圖3所示，具有兩個8字型接收線圈4051、4052，設置在上述體線圈405的內部空間。兩個接收線圈4051、4052沿X-Y平面并在Z方向上保持一定的間隔距離相對設置，接收位于這兩個接收線圈4051、4052所圍成的空間內的來自受檢體的NMR信號。還有，在圖中，用高3位相同的4位數字表示的要素以及處理是同一的因素或者處理，其后一位數字是為了區(qū)別多個相同因素以及處理而附與的，以下，在本說明書中對此處理也是相同的。
另外，RF探頭405，在MRI領域中由被稱作多個接收線圈構成的「復合接收線圈」或者「相控陣線圈」的技術構成。復合接收線圈301，由兩個接收線圈4051、4052和前置放大器3021、3022按照圖4所示那樣連接構成的。根據這種復合接收線圈301所接收的測量信號的接收部包括信號檢測部406以及信號處理部407。在信號檢測部406中，并列設置兩個AD轉換/正交檢波電路3031、3032，并分別與前置放大器3021、3022的輸出連接。信號處理部407將由接收線圈4051、4052接收的各信號，通過傅立葉變換法、逆投影法、小波變換法等生成MR圖像，包括將這些圖像信號合成處理的信號合成處理部304。
對這樣構成的本實施方式的MRI裝置的拍攝方法進行說明。作為用于拍攝的脈沖序列，一般可以采用自旋回波(spin echo)法或者梯度回波(gradient echo)法的脈沖序列，或自旋回波型多斷層脈沖序列或者梯度回波型多斷層脈沖序列。比如，如圖5所示的梯度回波法的脈沖序列中，根據外加RF脈沖601以及斷層選擇傾斜磁場脈沖602激發(fā)核自旋。此時外加的RF脈沖601被附與了由拍攝斷層位置的頻率和斷層厚度所決定的頻域，上述拍攝斷層位置是通過向靜磁場重疊的斷層選擇傾斜磁場的磁場梯度所設定的。并且，斷層內的核自旋被激發(fā)后，通過外加相位編碼傾斜磁場脈沖603對激發(fā)的核自旋附與相位方向的位置信息，然后在外加讀出傾斜磁場脈沖604的期間中，即在采樣窗口605內測量回波信號606。該脈沖序列以重復時間(TR)607多次重復進行。重復時間607，比如，是外加最初次的脈沖序列中的RF脈沖6011和在下一次的脈沖序列中的RF脈沖6012之間的時間間隔。并且，在每次脈沖序列的重復時通過改變相位編碼傾斜磁場603的外加量(強度和外加時間之積)，對核自旋附與不同相位編碼量，檢測來自被供給了各個相位編碼量的核自旋的回波信號。對應取得這些信號在圖像的相位編碼方向上的像素數目，僅重復已設定的相位編碼數目次，另外，在采樣窗口605內，對應讀出方向上像素數目，順次測量設定數目個的信號。并且，在圖像取得時間608內，測量再構成一幅圖像所需要的回波信號組。即，在通常的拍攝方法中，回波信號數目是對相位編碼方向的Field of View(以下稱作FOV。)，也就是說，考慮對視野空間的分辨率，選擇64、128、256、512等值。還有，各回波信號，考慮對讀出方向的視野和分辨率，在通常由128、256、512、1024個等形成時間系列的采樣數據。這些測量的數據存儲在向相位方向和讀出方向的二維排列存儲空間(以下稱作K空間)中，然后再讀出來，施以2維傅立葉變換再構成為一幅MR圖像。
在本實施方式中，對受檢體401的檢查部位是互相順次鄰接的多層，比如進行m層斷層的拍攝。為此，對各斷層位置順次執(zhí)行上述脈沖序列。還有，如上述那樣對此也可以實施多斷層攝像法。
但是，本實施方式的MRI裝置中，將上述的脈沖序列變?yōu)椴⑿谐上裼迷賵?zhí)行。即，在本實施方式中，為了高速進行并行成像，采用兩個接收線圈即體線圈404和接收探頭405，并進行MR信號的預測量。在MR信號的預測量中，首先在K空間中的相位編碼步驟仍然與拍攝時相同，通過執(zhí)行相位編碼矩陣數目，即將相位編碼數目減少為通常拍攝的幾分之一的預測量的脈沖序列，取得在受檢體的拍攝部位中所包括的n幅靈敏度圖像數據。該n幅靈敏度圖像數據中，至少兩幅對應拍攝斷層位置，其的幅數設定為n＜m。另外，為了取得n幅靈敏度圖像數據，也可以將圖5所示的脈沖序列分別應用于取得靈敏度圖像數據的斷層位置，或者也可以從應用多斷層型的脈沖序列，從分別取得靈敏度圖像數據的斷層位置中測量信號。
接著，通過執(zhí)行間隔提取在K空間的相位編碼步驟的拍攝(本測量)脈沖序列，對受檢體401的診斷部位，使用構成復合接收線圈405的接收線圈4051、4052取得m幅(在此，m＞n)圖像數據。該m幅圖像數據，在本實施方式中是從連續(xù)鄰接的斷層位置取得。另外，為了取得該m幅圖像數據，除了圖5所示的脈沖序列以外，還可以采用多斷層型脈沖序列或者3維測量用脈沖序列。
并且，由體線圈404以及接收探頭405取得的靈敏度圖像數據，以及由接收探頭405的接收線圈4051、4052取得的圖像數據，分別進行2維傅立葉變換，變換為靈敏度圖像以及檢測圖像。通過2維傅立葉變換，在圖像再構成的檢測圖像中發(fā)生折疊偽像，因此可以通過以下的處理除去該折疊偽像。
即，從通過預測量的脈沖序列所取得的靈敏度圖像中，計算出接收線圈4051、4052的靈敏度分布數據，使用算出的靈敏度分布數據，進行插補處理，計算出對應檢查圖像的各斷層位置的靈敏度分布數據，使用算出的靈敏度分布數據求出接收線圈的靈敏度分布，通過使用該靈敏度分布和檢查圖像進行矩陣運算，除去檢查圖像中的折疊。
在本測量中，通過將相位編碼步驟間隔以一定的比率間隔提取而減小脈沖序列的重復次數。該間隔提取率稱作并行成像的倍速數。比如，每隔一步間隔提取相位編碼步驟則倍速數為2。即，相位編碼數為64時，通常1～64的相位編碼的數據所有均測量，與此相對，在倍速數為2的并行成像法中，每隔一個測量相位編碼1、3、5、…、63的數據。此時，間隔提取率是1/2。本實施方式的控制部411，執(zhí)行間隔提取這樣的相位編碼步驟的本測量脈沖序列，并由接收線圈4051、4052取得m幅圖像數據。
在此，參照圖6對并行成像法中圖像的折疊進行說明。圖6(a)表示在不間隔提取相位編碼步驟時由通常的相位編碼步驟進行拍攝的情況(通常拍攝)，將由各相位編碼量取得的信號2021、2022、…、2027配置在K空間中，做為1幅圖像數量的測量數據201。將這些數據進行傅立葉變換后，如圖6(c)所示得到沒有折疊的圖像207。
與此相對，在并行成像法，如圖6(b)所示，對與通常拍攝相同的視野，將相位編碼步驟間隔設置為如2倍，進行間隔提取相位編碼步驟的測量。此時，在K空間的Ky方向上每隔1行測量數據2041、2042、…、2043，不測量2051、2052、…、2053、2054行相應的數據。由此，測量的數據量變?yōu)橐话?，測量視野也變?yōu)?/2。在從測量視野超出的位置中的來自受檢體部分的MR信號變?yōu)檎郫B部分，如果將由測量數據2041、2042、…、2043構成的K空間進行傅立葉變換，那么如圖6(d)所示取得在相位編碼方向發(fā)生折疊的圖像208。也就是說，如圖6(c)所示，由圖象207內的上側區(qū)域2071內的206所表示的受檢體圖像2061和下側區(qū)域2072內的受檢體圖像2062折疊，作為結果產生圖6(d)所示的折疊圖像208。
這樣產生的圖像208的折疊，比如能夠用SENSESensitivityEncoding for Fast MRI(Klass P.Pruessmann et.al)，Magnetic Resonancein Medicine 42952-962(1999)等所公開的信號處理法除去。
在此，對除去折疊的運算方法進行說明。在分別將X，Y方向的圖像矩陣作為X、Y時，在圖像內的坐標(x，y)(其中，1≤x≤X，1≤y≤Y)中的像素值作為si(x，y)。在此，添加的符號i是接收線圈的序號，2≤i≤N。圖6(d)，由于以2倍間隔提取相位編碼步驟，所以間隔提取后的圖像的相位編碼方向矩陣為Y’＝Y/2。將圖6(d)的圖像的坐標作為(x，y’)(其中，1≤y’≤Y’)時，其像素值si’(x，y’)重疊原來的圖像207的2個區(qū)域2071、2071，并由式(1)表示。其中，a是定值。
si′(x,y′)=si(x,y′)+si(x,y′+Y′)a---(1)]]>接著，對接收線圈的靈敏度分布和圖像進行說明。如果第i個接收線圈的2維的靈敏度分布為ci(x，y)，那么接收信號si(x，y)是接收線圈的靈敏度分布ci(x，y)和受檢體的質子密度分布p(x，y)的積，由式(2)表示。
si(x，y)＝ci(x，y)×p(x，y)(2)在此，如果應用式(2)，那么式(1)可用式(3)表示。
si′(x,y′)=ci(x,y′)×pi(x,y′)a+ci(x,y′+Y′)×p(x,y′+Y′)a]]>=1aΣj=12ci(x,y′+(j-1)×Y′)×p(x,y′+(j-1)×Y′)---(3)]]>在此，為了簡單，定義
Si＝si′(x，y′)Cij＝ci(x，y′+(j-1)×Y′) (4)Pj＝p(x，y′+(j-1)×Y′)則式(3)變?yōu)槭?5)。
Si=1aΣj=12Cij×Pj---(5)]]>式(5)作為N行2列的矩陣，可用式(6)表示。
S1S2···SN=1aC11C12C12C22······CN1CN2P1P2---(6)]]>如果從式(6)判斷接收線圈的靈敏度分布Cij，通過計算逆矩陣，求得受檢體的測定對象的核，比如質子的密度分布Pj。
同樣，應用N個線圈并用M倍速進行拍攝時的一般式，其中Y’Y/M、1≤y’≤Y’，由式(7)表示。在此，b是定值。
由此，通過應用接收線圈的靈敏度分布Cij并對測量數據s’i(x，y’)進行式(7)的矩陣運算，求得作為除去折疊的圖像數據的測定對象內的核自旋的密度分布Pj。還有，并行成像法的接收線圈數(N)和倍速數(M)之間的關系在數學上是N≥M。還有，靈敏度分布，比如通過在K空間的低頻域的數據中加上低通濾波器能夠求得。
在本實施方式的MRI裝置的并行成像法中，從根據由預測量的脈沖序列預先取得的K空間的相位編碼方向中的低頻域的測量數據中，生成靈敏度圖像數據，基于該靈敏度圖像數據計算出各接收線圈4051、4052的靈敏度分布Cij。
用于計算出各接收線圈4051、4052的靈敏度分布Cij的靈敏度圖像數據，通過執(zhí)行預測量序列取得。在預測量的脈沖序列中，在相位編碼步驟間隔不間隔提取時與通常的拍攝相位編碼步驟相同，通過將相位編碼數減少為通常拍攝的數分之一可降低脈沖序列的重復次數。比如，k空間的相位編碼數為64時，相對在通常拍攝中測量1～64所有的相位編碼測量數據，在并行成像法的預測量序列中，相位編碼步驟與通常拍攝相同，測量k空間的一部分區(qū)域，比如k空間的中央區(qū)域(低頻域)的相位編碼25～40的16步的數據。此時，由于相位編碼數變?yōu)橥ǔＥ臄z的1/4，所以縮短了預測量所需要的時間?？刂撇?11，執(zhí)行取得這種k空間的約1/4的中央領域的測量數據的預測量脈沖序列，并在每個體線圈404以及接收線圈4051、4052中取得n幅靈敏度圖像數據。由此，通過用較少的相位編碼數測量1斷層位置的靈敏度圖像數據，同時取得比檢查圖像的斷層位置數更少的斷層位置數的靈敏度圖像數據，縮短并行成像的總體拍攝時間。
接著，對由本實施方式的MRI裝置的信號處理部進行信號處理的次序進行說明。
本實施方式的信號處理部407，如圖1所示，將執(zhí)行靈敏度圖像數據取得用的預測量脈沖序列，將取得的體線圈404的n幅靈敏度圖像701，和復合接收線圈301的接收線圈4051、4052的各n幅靈敏度圖像數據702、703進行斷層插補處理1011、1012、1013，并按照對應檢查圖像的各斷層位置的靈敏度圖像，集中全部生成插補靈敏度圖像。接著，使用包括由體線圈404的斷層插補處理1011生成的靈敏度圖像的全靈敏度圖像，和包括由復合接收線圈301的接收線圈4051、4052的斷層插補處理1012、1013生成的靈敏度圖像的全靈敏度圖像，通過靈敏度分布計算處理7061、7062計算出各接收線圈4051、4052的靈敏度分布數據707、708。計算出的各接收線圈4051、4052的靈敏度分布數據707、708存儲在控制部411上設置的存儲器(省略圖示)中。
在上述所進行的靈敏度分布計算處理7061、7062，是在體線圈404的靈敏度圖像中，將接收線圈4051、4052的靈敏度圖像對應各斷層位置進行除法的處理。
并且，執(zhí)行檢查圖像數據取得用的本測量脈沖序列，根據取得的復合接收線圈301的各接收線圈4051、4052的各m幅檢查圖像704、705和靈敏度分布數據707、708在矩陣生成處理709中生成矩陣式，進行該的矩陣式的逆矩陣計算處理710后，作為其結果得到沒有折疊的診斷用圖像711。
可是，執(zhí)行預測量脈沖序列分別取得的n幅靈敏度圖像701、702、703，如圖7所示，分別是體線圈404的靈敏度圖像7011、7014、…、701m，復合接收線圈301的接收線圈4051的靈敏度圖像7021、7024、…、702m，復合接收線圈301的接收線圈4052的靈敏度圖像7031、7034、…、703m。
與此相對，執(zhí)行本測量脈沖序列所取得的包括折疊偽像的檢查圖像704、705，分別是復合接收線圈301的接收線圈4051的檢查圖像7041～704m，復合接收線圈301的接收線圈4052的檢查圖像7051～705m。在圖7中，ch.1對應復合接收線圈301的接收線圈4051，ch.2對應復合接收線圈302的接收線圈4052。
在這些靈敏度圖像701、702、703以及檢查圖像704、705中，分別對應斷層位置并附與斷層序號，斷層序號相同的圖像表示同一斷層位置的圖像。該斷層序號與圖像序號的最后的一位數對應，比如，在體線圈404的靈敏度圖像7011、7014、…、701m中，分布賦予1、4、…、m的斷層序號。另外，將由預測量脈沖序列以及本測量脈沖序列所取得的圖像的斷層間隔設定為等間隔。
也就是說，在預測量脈沖序列中，按照斷層序號1、4、…、m那樣每隔兩個斷層進行1次測量，關于斷層序號2、3、5、…、m-1沒有取得體線圈404的靈敏度圖像數據701和各接收線圈4051、4052的靈敏度圖像數據702、703。為此，如果斷層序號2、3、5、…、m-1的檢查圖像7042、7043、7045、…、704m-1以及7052、7053、7055、…、705m-1沒有這些斷層位置的靈敏度分布信息，那么不能除去折疊偽像。
在此，本實施方式的信號處理部，根據體線圈404的靈敏度圖像7011、7014、…、701m進行斷層插補處理1011并算出靈敏度圖像7012、7013、7015、…、701m-1；另外同樣根據取得的接收線圈4051的靈敏度圖像7021、7024、…、702m進行斷層插補處理1012并算出靈敏度圖像7022、7023、7025、…、702m-1；根據接收線圈4052的靈敏度圖像7031、7034、…、703m進行斷層插補處理1013并算出靈敏度圖像7032、7033、7035、…、703m-1。也就是說，圖7的501是表示除去由預測量脈沖序列取得的靈敏度圖像和由斷層插補處理1011、1012、1013取得的靈敏度圖像數據一起構成的檢查圖像的折疊偽像所需要的靈敏度圖像的集合，502表示包括由本測量脈沖序列取得的折疊偽像的檢查圖像的集合。另外，501的白色的靈敏度圖像表示由預測量脈沖序列實際取得的靈敏度圖像，涂黑的靈敏度圖像表示由斷層插補處理101生成的靈敏度圖像。
在本實施方式的MRI裝置中進行的靈敏度分布計算出處理706中，以體線圈的圖像數據sc(x，y)為基準，如根據式(8)進行相應變化，并根據各接收線圈i的圖像數據si(x，y)求出靈敏度分布ci(x，y)。
ci(x，y)＝si(x，y)×sc(x，y) (8)應用由此算出的靈敏度分布數據707、708和每個接收線圈4051、4052取得的檢查圖像數據7041～704m、7051～705m，并通過矩陣生成處理709生成式(7)的矩陣式后，根據逆矩陣運算處理710得到除去折疊偽像的診斷用圖像711。
以往的MRI裝置，在預測量脈沖序列中將相位編碼數設定為通常拍攝時的數分之一，靈敏度圖像數據和折疊圖像數據以相同幅數且在相同斷層位置拍攝。
但是，在并行成像法中，預測量脈沖序列的執(zhí)行時間占總拍攝時間的較大比例。特別在多斷層或者三維拍攝中，拍攝的斷層數越多，越增加脈沖序列的重復時間(TR)或者重復次數，所以預測量脈沖序列的執(zhí)行時間成為檢查效率上的大問題。
與此相對，本實施方式的MRI裝置間隔提取由預測量脈沖序列取得的斷層數，通過將用于算出靈敏度分布的靈敏度圖像數據701、702、703每隔多幅比如兩幅取得，將拍攝的靈敏度圖像數據省略為比檢查圖像的m幅更少的n幅。為此，可減少預測量脈沖序列的重復次數，可縮短只間隔提取所取得的靈敏度圖像數據701、702、703量的拍攝時間。另外，在將本實施方式應用于三維測量中時，可減少靈敏度分布取得用的預測量脈沖序列的斷層數目。
進一步，在本實施方式的預測量脈沖序列中，由于將斷層間隔等間隔提取并取得靈敏度圖像數據，所以可用簡單的運算且很精度地計算出根據斷層插補處理101生成的靈敏度圖像數據。除此之外，在本實施方式的預測量脈沖序列中，由于將斷層序號等間隔地間隔提取并取得靈敏度圖像數據，所以可以簡化在控制部411中的脈沖序列的設定以及控制。
另外，由于各接收線圈4051、4052的靈敏度分布存儲在控制部411的存儲器中，所以對上述的1～m斷層的拍攝，在需要錯開少許拍攝斷層的位置進行再拍攝時，不用再測量各接收線圈的靈敏度分布，使用在存儲器中存儲的各接收線圈的靈敏度分布，就能夠算出對再拍攝的斷層位置的各接收線圈的靈敏度分布。因此，能夠縮短在再拍攝中所需要的時間。
(第2實施方式)參照圖8以及圖9對應用本發(fā)明MRI裝置的第2實施方式進行說明。還有，在本實施方式中，對于在與第1實施方式相同的部分中賦予相同的符號省略其說明，以下說明與第1實施方式不同的構成以及特征部分。
本實施方式與第1實施方式不同的點在于，如圖8所示，應用由靈敏度圖像數據取得用的預測量脈沖序列取得的體線圈404的靈敏度圖像701和復合接收線圈301的接收線圈4051、4052的靈敏度圖像702、703，執(zhí)行靈敏度分布計算處理706后，進行斷層插補處理801。因此，在本實施方式的信號處理部中，根據體線圈404的靈敏度圖像701和接收線圈4051、4052的靈敏度圖像702、703計算出接收線圈4051、4052的靈敏度分布數據7061、7062，接著，應用該靈敏度分布數據7061、7062進行斷層插補處理801，求得接收線圈4051、4052的靈敏度分布數據707、708，在此之后，根據該靈敏度分布數據707、708和檢查圖像704、705進行矩陣生成處理709，通過進行生成的矩陣的逆矩陣計算處理710，除去檢查圖像704、705的折疊偽像。
在此，對根據靈敏度分布計算處理706算出的接收線圈4051、4052的靈敏度分布數據和根據斷層插補處理801生成的接收線圈4051、4052的靈敏度分布數據進行說明。
根據靈敏度分布計算處理706算出的靈敏度分布數據，如圖9所示，是復合接收線圈301的接收線圈4051的靈敏度分布數據7071、7074、…、707m以及接收線圈4052的靈敏度分布數據7081、7084、…、708m。
也就是說，在本實施方式的預測量脈沖序列中，與第1實施方式相同，通過每隔兩層設定測量的斷層位置減少測量斷層數。即，如果取得斷層序號1、4、…、m的靈敏度圖像數據，那么就不取得斷層序號2、3、5、…、m-1的靈敏度圖像數據。如果沒有斷層序號2、3、5、…、m-1的靈敏度分布數據，那么不能除去在檢查圖像7042、7043、7045…、704m-1、7052、7053、7055、…、705m-1中出現(xiàn)的折疊偽像。
在此，本實施方式的信號處理部，將取得的接收線圈4051的靈敏度分布數據7071、7074、…、707m進行斷層插補處理8011并算出靈敏度分布數據7072、7073、7075…、707m-1，同時將接收線圈4052的靈敏度分布數據7081、7084、…、708m進行斷層插補處理8012并算出靈敏度分布數據7082、7083、7085…、708m-1。
也就是說，圖9的503表示除去根據圖8中的靈敏度分布計算處理7061、7062算出的靈敏度分布數據和由斷層插補處理8011、8012得到的靈敏度分布數據構成的檢查圖像的折疊偽像所需要的數據集合。另外，503的白色的靈敏度圖像表示根據靈敏度分布計算處理7061、7062算出的靈敏度分布數據，涂黑的靈敏度分布數據表示根據斷層插補處理801生成的靈敏度分布數據。
由此，信號處理部407，從根據由預測量脈沖序列取得的靈敏度圖像數據701、702、703進行靈敏度分布計算處理7061、7062開始進行斷層插補處理8011、8012，生成分別對應檢查圖像7041～704m、7051～705m的斷層位置的靈敏度分布數據7071～707m、7081～708m后，根據矩陣生成處理709和逆矩陣計算處理710進行圖像的折疊偽像的除去。
由此，在本實施方式中，由于根據由第1脈沖序列取得的靈敏度圖像701、702、703計算出接收線圈4051、4052的靈敏度分布后進行斷層插補處理801，所以不需要進行體線圈404的靈敏度圖像701的斷層插補處理。為此，與進行體線圈404的靈敏度圖像701的斷層插補處理1011的第1實施方式相比，能夠簡化靈敏度分布計算處理706，能夠縮短在圖像再構成中所需要的時間。
(第3實施方式)
接著，參照圖10以及圖11對應用本發(fā)明的MRI裝置的第3實施方式進行說明。還有，在本實施方式中，對與第1實施方向相同的部分附與相同的符號并省略其的說明，同時以下對與第1實施方式不同的構成以及特征部進行說明。
本實施方式與第1實施方式不同的點在于，復合接收線圈由4個接收線圈構成。即，在本實施方式的MRI裝置中形成RF探頭的復合接收線圈301A，如圖10所述，包括4個8字型的接收線圈4051～4054，由在X-Y平面上以及Y-Z平面上分別相距規(guī)定的距離相對配置構成。
另外，本實施方式的復合RF接收線圈301A，如圖11所示，由4個接收線圈4051～4054分別連接在前置放大器3021～3024上而構成。在信號檢測部406A中，并列設置4個AD轉換/正交檢波電路3031～3034，并分別與前置放大器3021～3024的輸出連接。
可是，在執(zhí)行并行成像時，根據多個接收線圈的配置關系或者靈敏度分布，有時會產生靈敏度低的區(qū)域，此時式(7)的矩陣運算發(fā)散，產生偽像，并使畫質劣化。
本實施方式的MRI裝置，4個接收線圈中，根據拍攝斷面以及相位編碼方向形成最合適的接收線圈的組合，形成兩組接收線圈組。在此，所謂接收線圈的最合適的組合，是將上述矩陣運算不發(fā)散的組合。比如，在合成接收線圈組的靈敏度分布時，考慮在相位編碼方向上不存在靈敏度分布低的區(qū)域、接收線圈組的靈敏度分布互相不同等的條件。
本實施方式的接收線圈，如圖10所示，兩個接收線圈4051、4052在X-Y平面上沿Z方向相距規(guī)定距離相對設置，進一步設置在與Z-Y平面平行的面上沿X方向間隔給定距離對向的2個接收線圈4053，4054。在這4個接收線圈中，讓接收線圈4051和4053組合并形成接收線圈組4055，同時讓接收線圈4052和4054組合并形成接收線圈組4056。進行這種接收線圈的配置和組合后，接收線圈4051和4053的合成靈敏度分布數據和接收線圈4052和4054的合成靈敏度分布數據是互相不同，且低靈敏度區(qū)域較少，矩陣運算難以發(fā)散。
這種最佳的線圈的組合，如果線圈的配置一定，那么根據拍攝斷面以及相位編碼方向就決定，因此如果設定這些拍攝條件，可以按照裝置自動選擇最合適的組合那樣構成裝置。
信號處理部407A，用被選擇的兩組的組合的接收線圈取得被測量的兩組靈敏度圖像數據，在每組中進行靈敏度圖像數據的合成。同樣，用被選擇的兩組的組合的接收線圈取得被測量的兩組檢查圖像數據，在每組中進行檢查圖像數據的合成。根據這種數據的合成所生成的接收線圈組4055的靈敏度圖像數據，相當于圖7的ch.1的靈敏度圖像數據7021、7024、…、702m，另外接收線圈組4056的靈敏度圖像數據相當于圖7的ch.2的靈敏度圖像數據7031、7034、…、703m。
同樣，合成的接收線圈組4055的檢查圖像數據，相當于圖7的ch.1的檢查圖像數據7041～704m，另外接收線圈組4056的檢查圖像數據相當于圖7的ch.2的檢查圖像數據7051～705m。
也就是說，根據接收線圈4051～4054所取得的靈敏度圖像數據，在信號合成處理部304A中，合成為對應每個預先給定接收線圈組的靈敏度分布的ch.1、ch.2的靈敏度圖像數據702、703，成為除去在每個接收線圈組中合成的ch.1、ch.2的檢查圖像數據704、705的折疊偽像的矩陣運算的參照數據。
在此，由于由接收線圈4051～4054取得的靈敏度圖像數據以及檢查圖像數據是復數，所以在信號合成處理部304A中，比如根據復數加法進行合成處理，也可以計算兩組靈敏度圖像數據的2次方和的平方根和兩組檢查圖像數據的2次方和的平方根再進行合成處理。后者與復數加法相比具有提高SN比的優(yōu)點。還有圖11所示的信號處理的流程中，在AD轉換后進行信號的合成，也可以是在AD轉換前的模擬信號的階段進行合成處理，然后采用AD轉換的方式。
由此，根據本實施方式的MRI裝置，在應用復合接收線圈的并行成像高速拍攝中，考慮拍攝斷面或者編碼軸，選擇最佳的接收線圈的組合，對于組合后的接收線圈的合成的測量數據進行矩陣運算，因此不會有因為矩陣運算而使圖像劣化，能夠得到良好的圖像。該矩陣運算，在信號的間隔提取率為1/M，多個接收線圈的組合數為G(在此，G＝2、…、N，對應式(7)的N)時，變?yōu)橛嬎憔仃嘯G×M]。在本發(fā)明的第3實施方式中，將4個接收線圈4051～4054兩兩組合成為兩組接收線圈組(G＝2)，分別對這兩組的接收線圈組的各個合成測量數據進行矩陣運算，矩陣變?yōu)閇2×2]，能夠簡化運算。
另外，即使在改變拍攝斷面或者編碼軸時，也能夠得到沒有偽像或者圖像劣化的穩(wěn)定的圖像。進一步減輕矩陣運算的負擔，能夠將圖像再構成高速化。
可是，在本實施方式中，在選擇接收線圈的第1組合和第2組合時，在這些組合間也沒有接收線圈的重復的問題。也就是說，在接收線圈的多個組合中也可以選擇包括互相相通的接收線圈的組合。這樣，在多個RF接收線圈的組合中，由于相互組合的接收線圈可以一起共有，所以增加了最合適的靈敏度分布的線圈的組合選擇的自由度，能夠得到更好畫質的圖像。
本發(fā)明并不限于在以上的實施方式中所公開的內容，在根據本發(fā)明的主要內容而且可取得各種方式。比如，在第1至第3實施方式中，表示每隔兩層設定靈敏度分布取得用的預測量脈沖序列的斷層的方式，也可以隔任意層設定。
另外，在第1至第3實施方式中，將取得圖像數據時的斷層間隔設為等間隔，但是本發(fā)明的MRI裝置可以變更各圖像數據的斷層間隔而取得。
另外，在第1以及第2實施方式中說明了采用兩個接收線圈的情況，在第3實施方式中說明了采用4個接收線圈的情況，但是接收線圈的數目不限于2個或者4個。也就是說，也可以是8個，也可以是除此之外的數目。但是，考慮為了簡化形成裝置的電路構成，或者減少受檢者的不舒服，優(yōu)選接收線圈數少的方式。
另外，在第1至第3實施方式中，對在用于求得接收線圈的靈敏度分布的脈沖序列中相位編碼步驟的間隔設為通常拍攝的2倍，即間隔提取率為1/2的情況進行了說明，但是其步驟間隔也可以是3倍，4倍及這以上的倍數。此時，選擇的接收線圈的組合數G，需要是與相位編碼的步驟間隔M相同的數目或者以上的數目。但是，為了簡略化矩陣運算優(yōu)選G＝M。
另外，在第1至第3實施方式中，對于使用的脈沖序列以梯度回波序列時的情況進行了說明，并行成像法不局限于脈沖序列的種類和測量法。比如，也能夠應用SE法脈沖序列、FSE法脈沖序列、EPI法脈沖序列或者SSFP測量法、螺旋法等各種方法。
另外，本發(fā)明的MRI裝置不限于本實施方式的多斷層測量法，也能夠應用于三維測量法。此時，不只相位編碼方向，也可以在斷層編碼方向上間隔提取數據，也可以間隔提取將相位編碼方向、斷層方向組合的數據。另外在間隔提取編碼步的軸方向上，也可以按照靈敏度分布成為最合適的組合那樣，選擇接收線圈的組合。
另外，在本發(fā)明的信號處理部的信號處理中，斷層插補處理101、801，如可以采用斷層插補處理、或者根據Sinc函數的插補處理，根據函數的擬合處理等各種插補處理。
另外，本發(fā)明的MRI裝置，能夠代替本實施方式的體線圈，將由多個接收線圈取得的靈敏度圖像數據合成，生成靈敏度分布均一的靈敏度圖像數據，使用該合成的靈敏度圖像數據并分別除以取得的圖像數據，可以求得近似的接收線圈的靈敏度分布。但是，使用上述實施方式所說明的靈敏度分布較均一的體線圈的圖像數據，并分別將由各接收線圈取得的圖像數據進行除法，求得近似的接收線圈的靈敏度分布后，能夠將接收線圈的靈敏度分布高精度的計算出，所以優(yōu)選后者。
另外，本發(fā)明的MRI裝置的復合接收線圈，不限于第1至第3實施方式，還可以使用作為用于水平磁場的頭部用多RF線圈，在Array Head Coilfor Improved Functional MRI(Christoph Leussler)，1996 ISMRMabstract p.249中記載的，作為用于水平磁場的頭部用QD復合RF線圈，在Helmet and Cylindrical Shaped CP Array Coils for Brain ImagingA Comparison of Signal-to-Noise Characteristics(H.A.Stark，E.M.Haacke)，1996 ISMRM abstract P.1412中記載的，并且，作為用于水平磁場的腹部用QD多RF線圈，在Four Channel Wrap-Around Coil withInductive Decoupler for 1.5T Body Imaging(T.Takahashi et.al)，1995 ISMRM abstract P.1418中記載的各種各樣的復合接收線圈。復合接收線圈，通過排列多個相對高靈敏度的小型接收線圈并將由各線圈取得的信號合成，保持接收線圈的高靈敏度并擴大視野，謀求高靈敏度，將各接收線圈的再構成處理的圖像合成為一幅圖像，并在擴大視野的同時能夠得到高靈敏度化。
另外，在第1至第3的實施方式中，對將本發(fā)明應用于將靜磁場方向(Z方向)作為水平的水平磁場方式的MRI裝置中的情況進行了說明，本發(fā)明并不局限于此，也能夠應用于將靜磁場作為垂直方向的MRI裝置。
如以上所述，根據本發(fā)明，以比拍攝接收線圈的靈敏度分布的斷層幅數更少的幅數的數據測量，完成用于除去在根據并行成像所拍攝的檢查圖像中產生的折疊偽像所需的數據，所以能夠在短時間內取得接收線圈的靈敏度分布。另外，由于沒有接收線圈的靈敏度分布的拍攝斷層的靈敏度分布按照由插補運算求出那樣進行，所以運算能夠簡單進行。
權利要求
1.一種磁共振成像裝置，其特征在于，包括多個接收線圈，其接收從受檢體產生的磁共振信號；靈敏度圖像數據取得裝置，其使用所述接收線圈，執(zhí)行第1脈沖序列，從所述受檢體分別隔有間隔而分離的多個斷層位置中，通過所述多個接收線圈的每一個取得靈敏度圖像數據；檢查圖像數據取得裝置，使用所述多個接收線圈，執(zhí)行間隔提取k空間的相位編碼矩陣的第2脈沖序列，從所述受檢體的每個順次鄰接的多個斷層位置中，在每個所述多個接收線圈中取得檢查圖像數據；偽像除去裝置，其根據所述多個靈敏度圖像數據，生成所述檢查圖像數據的斷層位置上的所述多個接收線圈的靈敏度分布數據，使用該生成的接收線圈的靈敏度分布數據除去所述檢查圖像的折疊偽像。
2.根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述多個接收線圈由復合接收線圈構成，該復合接收線圈由靈敏度分布幾乎均一的接收線圈和多個接收線圈構成。
3.根據權利要求2所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述靈敏度分布幾乎均一的接收線圈，兼用于RF脈沖的發(fā)送用線圈。
4.根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，在所述多個接收線圈的靈敏度圖像數據數目為n，所述檢查圖像數據數為m時，n＜m。
5.根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述多個靈敏度圖像數據是通過多斷層法脈沖序列取得。
6.根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述靈敏度圖像數據取得裝置，對所述多個接收線圈的每一個，僅對具有給定相位編碼矩陣的k空間的低頻域測量NMR信號。
7.根據權利要求6所述的磁共振成像裝置，其特征在于，根據所述靈敏度圖像數據取得裝置測量的所述k空間的低頻域，是在k空間的相位編碼方向的中央部且為全相位編碼矩陣的約1/4。
8.根據權利要求2所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述檢查圖像數據取得裝置，構成復合接收線圈的接收線圈數目為N個時，關于各接收線圈，對k空間的相位編碼矩陣以越過N步間隔提取來測量NMR信號。
9.根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，對應所述檢查圖像的斷層位置未測量的復合接收線圈的靈敏度分布數據，使用已測量的靈敏度分布數據并根據插補運算計算出來。
10.根據權利要求2所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述復合接收線圈的各接收線圈的靈敏度分布，以具有所述幾乎均一的靈敏度分布的接收線圈所拍攝的靈敏度圖像，通過將各接收線圈的靈敏度圖像進行除法運算求得。
11.根據權利要求10所述的磁共振成像裝置，其特征在于，在計算出所述復合接收線圈的所述各接收線圈的靈敏度分布前，對于具有幾乎均一的靈敏度分布的接收線圈和所述復合接收線圈的各接收線圈，進行通過斷層插補求得在所述檢查圖像的斷層位置中的未測量靈敏度圖像的處理。
12.根據權利要求10所述的磁共振成像裝置，其特征在于，在算出所述復合接收線圈的所述各接收線圈的靈敏度分布前，對于具有幾乎均一的靈敏度分布的接收線圈和所述復合接收線圈的各接收線圈，先求出有關測量斷層的靈敏度分布，然后從所述求得的靈敏度分布中，通過斷層插補，求得有關未測量的斷層的靈敏度分布。
13.根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述多個接收線圈的數目為2個。
14.根據權利要求1所述的磁共振成像裝置，其特征在于，所述多個接收線圈為3個以上，這些接收線圈組合為多個接收線圈組，在每個各接收線圈組中合成靈敏度分布數據。
15.一種磁共振成像裝置，其特征在于，包括多個接收線圈，其接收從受檢體產生的NMR信號；靈敏度圖像數據取得裝置，其使用所述接收線圈，執(zhí)行第1脈沖序列，從所述受檢體的分離著的多個斷層位置中，通過所述多個接收線圈的每一個，取得由k空間的低頻域的NMR信號構成的靈敏度圖像數據；檢查圖像數據取得裝置，其采用所述多個接收線圈，執(zhí)行間隔提取k空間的相位編碼矩陣的第2脈沖序列，從所述受檢體的每個順次鄰接的多個斷層位置，在每個所述多個接收線圈中取得檢查圖像數據；多個接收線圈靈敏度分布生成裝置，其根據所述多個靈敏度圖像數據，通過補插生成在所述檢查圖像數據的斷層位置的所述多個接收線圈的各靈敏度圖像數據，根據該生成的接收線圈的各靈敏度圖像數據和所述多個靈敏度圖像數據，生成所述多個接收線圈的靈敏度分布；生成矩陣運算式的裝置，其根據所述多個接收線圈的靈敏度分布和所述接收線圈的每個檢查圖像數據生成矩陣運算式；偽像除去裝置，其進行所述矩陣運算式的逆矩陣運算除去所述檢查圖像的折疊偽像。
16.一種磁共振成像裝置，其特征在于，包括多個接收線圈，其接收從受檢體產生的核磁共振信號；靈敏度圖像數據取得裝置，其采用所述接收線圈并執(zhí)行第1脈沖序列，從所述受檢體的分離著的多個斷層位置，通過所述多個接收線圈的每一個取得靈敏度圖像數據；靈敏度分布數據取得裝置，其將由所述多個接收線圈所取得的靈敏度圖像數據進行合成生成靈敏度分布幾乎均一的靈敏度圖像數據，根據該合成的靈敏度圖像數據和所述各接收線圈的靈敏度圖像數據，求得各接收線圈的靈敏度分布數據；檢查圖像數據取得裝置，其使用所述接收線圈，執(zhí)行間隔提取k空間的相位編碼矩陣的第2脈沖序列，從所述受檢體的每個順次鄰接的多個斷層位置中取得檢查圖像數據；偽像除去裝置，其使用所述各接收線圈的靈敏度分布數據除去所述檢查圖像的折疊偽像。
全文摘要
使用由多個接收線圈構成的復合接收線圈，對受檢體的拍攝部位執(zhí)行第1脈沖序列，取得比檢查圖像少的n幅靈敏度圖像(701～703)。在求得該靈敏度圖像數據時，僅對k空間的低頻區(qū)域測量NMR信號。接著，執(zhí)行間隔提取相位編碼步驟的第2脈沖序列，由各接收線圈取得m幅(m＞n)受檢體的檢查圖像(704、705)。在根據靈敏度圖像(701～703)生成各接收線圈的靈敏度分布(707、708)時，在沒有與檢查圖像(704、705)的斷層位置的斷層相對應的靈敏度分布的情況下，根據靈敏度分布(701～703)通過斷層插補處理而求得靈敏度分布，使用靈敏度分布(707、708)通過矩陣運算除去檢查圖像(704、705)的折疊偽像。
文檔編號G01R33/54GK1649540SQ0380983
公開日2005年8月3日 申請日期2003年4月22日 優(yōu)先權日2002年4月30日
發(fā)明者瀧澤將宏, 高橋哲彥 申請人:株式會社日立醫(yī)藥