磁共振成像装置制造方法
【专利摘要】本发明提供一种磁共振成像装置。实施方式所涉及的MRI系统具备MRI序列控制器(30)和MRI系统控制器(22)。作为预扫描部，MRI序列控制器(30)执行收集线圈的灵敏度分布的预扫描。作为正式扫描部，MRI序列控制器(30)执行收集磁共振图像的信号的正式扫描。作为校正部，MRI系统控制器(22)根据通过上述正式扫描的执行而在磁共振图像中包含的变形，来校正上述灵敏度分布。作为生成部，MRI系统控制器(22)使用上述校正后的灵敏度分布，生成输出磁共振图像。
【专利说明】磁共振成像装置
【技术领域】
[0001]本发明的实施方式涉及磁共振成像装置。
【背景技术】
[0002]磁共振成像是以其拉莫尔(Larmor)频率的RF(Rad1 Frequency:射频)脉冲磁性地激发被载置于静磁场中的被检体的原子核自旋，根据伴随激发而产生的磁共振信号的数据生成图像的摄像法。在磁共振成像中，提出了各种用于高速进行摄像的技术和用于提高画质的技术。
[0003]专利文献1:美国专利第6559642号说明书
[0004]专利文献2:美国专利第6836116号说明书
[0005]专利文献3:美国专利第6949928号说明书
[0006]专利文献4:美国专利第6486671号说明书
[0007]非专利文献1:Κ.P.Pruessmann 等著、「SENSE:高速 MRI O) 1z ? ? 感度工 y 3 — r-? V 夕'法(Sensitivity Encoding for Fast MRI)」、磁気共鳴医学会(Magnetic Resonancein Medicine)、42 卷、952 ?962 页、1999 年
[0008]非专利文献2:D.Xu等著、「狭U撮像視野(c:朽(少工r/ 一7° y ? ? '少一 V- >夕' ? ? 口只只卜 2D 位相補正(Robust 2D Phase Correct1n for Echo — PlanarImaging Under a Tight Field of View)」、石兹気共鳴医学会(Magnetic Resonance inMedicine)、64 卷(6 版)、1800 ?1813 页、2010 年 12 月
【发明内容】
[0009]本发明要解决的问题在于，提供一种能够提高输出图像的画质的磁共振成像装置。
[0010]实施方式所涉及的磁共振成像装置具备预扫描部、正式扫描部、校正部、以及生成部。预扫描部执行收集线圈的灵敏度分布的预扫描。正式扫描部执行收集磁共振图像的信号的正式扫描。校正部根据因上述正式扫描的执行而在磁共振图像中包含的变形，来校正上述灵敏度分布。生成部使用上述校正后的灵敏度分布，生成输出磁共振图像。
【专利附图】
【附图说明】
[0011]图1是本实施方式所涉及的、适用于降低因发生了空间位置偏移的信号而造成的展开伪影的、MRI系统的高度的概略框图。
[0012]图2A是表示不使用并行成像而在以往的MRI系统中使用回波平面成像(EchoPlanar Imaging:EPI)生成的、表示空间变形的MRI诊断图像的例子的图。
[0013]图2B是表示在以往的并行成像MRI系统中消除了 EPI图像的变形时观察到的展开伪影的例子的图。
[0014]图3是本实施方式所涉及的、生成使因发生了空间位置偏移的信号而造成的展开伪影降低了的图像的方法的流程图。
[0015]图4是本实施方式所涉及的、使用改良后的灵敏度图以及改良后的蒙片(mask)对主扫描数据进行处理的方法的流程图。
[0016]图5A是表示本实施方式所涉及的、示出灵敏度图的延长的概略图的图。
[0017]图5B是表示本实施方式所涉及的、示出灵敏度图的延长的概略图的图。
[0018]图5C是表示本实施方式所涉及的、示出灵敏度图的延长的概略图的图。
[0019]图6A是表示延长灵敏度图的现有技术的例子的图。
[0020]图6B是表示因通过以往的方法延长灵敏度图而可能产生的误差的例子的图。
[0021]图7是表示本实施方式所涉及的、延长灵敏度图的技术的图。
[0022]图8是本实施方式所涉及的、使用改良后的灵敏度图对主扫描数据进行处理的方法的流程图。
[0023]图9是本实施方式所涉及的、使用改良后的蒙片对主扫描数据进行处理的方法的流程图。
[0024]图10是在EPI中组合2D相位校正，使用本实施方式涉及的改良后的灵敏度图以及改良后的蒙片的方法的流程图。
【具体实施方式】
[0025]以下，参照附图，说明实施方式所涉及的磁共振成像装置(以下，适当地称为MRI (Magnetic Resonance Imaging)系统)。
[0026](实施方式)
[0027]图1是本实施方式所涉及的、适用于降低因发生了空间位置偏移的信号而造成的展开伪影的、MRI系统的高度的概略框图。图1所示的MRI系统包含机架10 (以概略剖面所示)、和与该机架10连接的各种关联系统构成要素20。至少机架10通常被配置于屏蔽室内。图1所示的MRI系统的构造包含实质上被配置成同轴的圆筒形的静磁场Btl磁铁12、Gx、Gy、以及Gz的倾斜磁场线圈14、和大型的全身用高频(rad1 frequency:RF)线圈(WholeBody RF Coil:WBC) 16。沿着该被排列成圆筒形的要素的水平轴，存在被示出为实质上包围由患者用床11支承的患者(被检体)9的头部的成像容积(image volume) 18。可以使小型的阵列RF线圈(Array RF Coil:AC) 19在成像容积18内更接近患者的头部(以后，称为“扫描对象”等)而结合。对于本领域的技术人员而言不言而喻，如表面线圈等那样比全身用线圈(Whole Body Coil:WBC)小的线圈和/或阵列线圈大多与特定的身体部分(例如，腕、肩、肘、手腕、膝、脚、胸、背骨等)相匹配地设计。以后，将这样的小型RF线圈称为阵列线圈(Array Coil:AC)或者相位阵列线圈(Phased Array Coil:PAC)。这些线圈也可以包含:构成为向成像容积内发送RF信号的至少一个线圈、和构成为在成像容积中接收来自上述的例子中的患者的头部等被检体的RF信号的多个接收线圈。
[0028]MRI系统控制器22具有与显示器24、键盘26、以及打印机28连接的输入/输出端口。当然，显示器24也可以是触摸屏型的显示器以便还能够进行控制输入。
[0029]MRI系统控制器22与MRI序列控制器30连接，MRI序列控制器30控制Gx、Gy、以及Gz的倾斜磁场线圈驱动器32、和RF发送机34以及发送/接收开关(T/R) 36 (相同的RF线圈被用于发送和接收双方时)。MRI序列控制器30包含用于安装包含并行成像的MRI成像(也作为核磁共振(Nuclear Magnetic Resonance:NMR)成像而被熟知)技术的合适的程序代码构造38。在并行成像中，通过MRI序列控制器30能够容易地实现为了决定全身用RF线圈16和/或阵列RF线圈19的灵敏度图所使用的准备扫描(预扫描)序列、以及用于取得诊断图像的扫描序列。
[0030]MRI系统包含为了生成显示于显示器24的处理图像数据而将输入向MRI数据处理器42发送的RF接收机40。另外，MRI数据处理器42为了访问之前生成的线圈灵敏度图(以下，也记作灵敏度分布)、延长后的线圈灵敏度图、蒙片数据、和/或系统构成的参数46、以及MRI图像重建程序代码构造44以及程序存储装置50而构成。
[0031]另外，在图1中示出MRI系统的程序存储装置50的一般性说明。在MRI系统的程序存储装置50中，(例如，用于降低展开伪影而进行图像重建或用于规定图形用户界面并接受操作者对于图形用户界面的输入)所保存的程序代码构造被保存在能够访问MRI系统的各种数据处理构成要素的非暂时性计算机可读存储介质。对于本领域的技术人员而言不言而喻，也可以对程序存储装置50进行分段化，将至少一部分与MRI系统的处理计算机中的在通常操作中最优先需要那样的被保存的程序代码构造的其他计算机直接连接(即，不是普通地保存于MRI系统控制器22或者直接连接)。
[0032]实际上，对于本领域的技术人员而言不言而喻，图1表示了为了实现后述的示例性实施方式而被变更后的典型的MRI系统的、非常高度的概略图。系统构成要素能够分割成各种逻辑集合的“块”，通常，包含多个数字信号处理器(Digital Signal Processor:DSP)、微处理器、以及专用处理电路(例如，高速A/D转换用、高速傅里叶转换用、阵列处理等用)。这些处理器的各个通常是被时钟控制的“状态机器”，物理数据处理电路在每个时钟周期(或者，规定数的时钟周期)，从某一物理状态移至另一物理状态。
[0033]除了处理电路(例如，CPU、寄存器、缓冲器、运算装置)的物理状态从作为操作过程的时钟周期向另一时钟周期逐渐变化之外，关联数据存储介质的物理状态(例如，磁性存储介质内的位存储位置)也在这样的系统的操作过程中，从某一状态向另一状态变换。例如，在图像重建处理和/或有时在线圈灵敏度图生成处理的结束时，物理性存储介质内的计算机可读可访问的数据值的存储位置的排列从某一先行状态(例如，全部一律为“O”值，或者全部为“I”值)向新的状态变换，这样的排列中的物理位置的物理状态在最小值与最大值之间变化，表示现实世界的物理现象以及物理条件(例如，成像容积空间内的内部物理构造)。对于本领域的技术人员而言不言而喻，那样的存储数据值的排列构成为当被依次读入到命令寄存器，由MRI系统的一个以上CPU执行时，与在MRI系统内引起了特定的序列的动作状态而过渡的特定构造的计算机控制程序代码相同，表示物理构造。
[0034]以下说明的示例性实施方式提供一种生成MR图像并进行显示的、改良后的方法。
[0035]首先，预先说明以下的示例性实施方式所涉及的MRI系统的概要。实施方式所涉及的MRI系统具备MRI序列控制器30和MRI系统控制器22。作为预扫描部，MRI序列控制器30执行收集线圈的灵敏度分布的预扫描。作为正式扫描部，MRI序列控制器30执行收集磁共振图像的信号的正式扫描。作为校正部，MRI系统控制器22根据因正式扫描的执行而在磁共振图像中包含的变形来对灵敏度分布进行校正。作为生成部，MRI系统控制器22使用校正后的灵敏度分布，生成输出磁共振图像(输出图像)。
[0036]MRI图像通过取得相对于k空间中的点的RF响应值(例如，回波数据)来形成。RF响应值通过按照所设定的脉冲序列以二维或者三维的方式横穿k空间而生成。频率编码方向(例如，沿着X轴)的回波数据的取得通常为高速，是几毫秒左右。但是，沿着相位编码方向(例如，y轴)，使用所应用的相位编码磁场梯度不同的值对各点进行采样。因此，通常，MRI图像的取得时间主要由相位编码步骤数来决定。
[0037]在并行成像中，通过将k空间沿着相位编码方向进行采样过疏(剔除)，能够缩短收集时间。在大多数的并行成像技术中，由于沿着相位编码方向被采样的k空间的点的数量减少，所以收集时间大幅度缩短。代替沿着相位编码方向对各点进行采样而通过并行成像技术，能够使用RF线圈(例如，相位阵列线圈)固有的空间信息，能够沿着相位编码方向使用更少的选择点的采样来重建MRI图像。另外，在根据并行成像重建成的图像中，空间分辨率能够得到改善。在非专利文献I中，记载了并行成像以及重建技术，其内容通过参照而将其整体引入本说明书。作为并行成像以及重建技术的另一个例子，存在能够在东芝有限会社的MRI系统中利用的SPEEDER(注册商标)。但是，基于并行成像，有时在被输出的诊断图像内产生重建伪影。
[0038]重建伪影主要的起因是为了根据由相位编码方向的(用于减少图像重建区域的)采样过疏取得的中间图像得到所希望的诊断图像而所需的展开(伸展)处理。“展开”是指为了生成所希望的诊断图像而组合多个折叠图像的处理。在大多数情况下，多个折叠图像在分别由不同的RF接收线圈收集的点上相互不同。当展开两个以上的折叠图像时，有时产生各种伪影。在此，将由于这样的展开处理而造成的伪影称为“展开伪影”。
[0039]由于展开伪影，尤其当组合发生了空间位置偏移的信号时，可能明显难以对诊断图像准确地读影。空间位置偏移在任何种类的MRI中都可能发生，但在回波平面成像(EchoPlanar Imaging:EPI)等技术中，有时影响特别大。尤其在高磁场下的EPI的适用中，存在通过一次摄影能够取得完整的2D(二维)图像这一优点。例如，在弥散(弥散加权成像(Diffus1n Weighted Imaging:DWI)等)、功能性 MRI (Funct1nal MR1:FMRI)、以及灌流(动态磁敏感对比(Dynamic Susceptibility Contrast:DSC)增强法、或者动脉自旋标记法(Arterial Spin Labeling:ASL)的应用中十分希望通过一次摄影取得完整的图像。但是，EPI的缺点例如在于具有磁化率、化学位移、不完整的磁场均匀度调整、以及与涡电流相关的大的变形。在以往的收集编码以及重建中，可能发生这些变形的空间位置偏移。尤其当k空间被高速的曲折图案横穿时，y轴方向(例如，相位编码方向)与X方向(例如，频率编码方向)相比低速地横穿。由此，有时(例如，相位编码方向的)第2倾斜磁场与第I倾斜磁场相比变得相当弱，因此，沿着相位编码方向产生更大的变形。
[0040]在包含上述技术在内的大多数并行成像技术中，使用两个不同的图像取得法来重建最终诊断图像。另外，在本说明书中，除了得到被称为“中间诊断图像”的图像的主扫描之外，线圈校正预扫描图像也有助于最终诊断图像。在主扫描中，由于没有被折叠的图像重建区域狭窄，因此像素被折叠。通过主扫描，例如在EPI中，MR信号与对应的线圈校正扫描图像(或者对应的线圈灵敏度图)相比在进行折叠防止之前有时发生位置偏移(或者，错开)。如果不解决该不良情况，则在最终诊断图像中可能出现展开伪影。这些伪影中最严重的伪影在相位编码方向被表现为位移了的不连续的折叠错误的区域。但是，另外，这些伪影也可能被表现为特定的位置中的不完整的信号或者增加的噪声(降低了的信噪比(signal-to-noise rat1:SNR))、或者这些特征的几个或者全部的组合。
[0041]图2A表示了不使用并行成像而在以往的MRI系统中使用回波平面成像(EchoPlanar Imaging:EPI)生成的、示出空间变形的MRI诊断图像的例子。在图2A中，示出不使用并行成像而取得并表示严重的位置偏移的EPI图像。例如，在MRI图像中，看上去右眼相对于头部向前方(向上)方向拉伸。在图2A中，相位编码是头部的前后方向(例如，y方向)，被表示为图像内的上下或者垂直方向。
[0042]图2B表示了在以往的并行成像MRI系统中消除了 EPI图像的变形时观察到的展开伪影的例子。在图2B中，与图2A相同地示出头部的EPI图像，但该图像是使用并行成像取得的。在大多数的事例中，EPI中的变形是以往进行那样的来自灵敏度图的掩蔽与EPI信号的位置不一致那样的变形。例如，如图2A中右眼的信号等那样，当在变形了的EPI图像内存在以往的具有向蒙片的外侧延伸的重要的信号的区域时，通过并行成像矩阵反转，有时信号被配置在错误的位置。图2B所示的伪影202以及204是变形后的重要信号的位置偏移的例子。例如，伪影202位于眼睛的上方，应该位于与图2A中的极端的变形位置大致相同的位置。但是，如在此所示那样，通过并行成像，整体的变形可能大幅度降低大致与图像取得的加速系数值相同的系数值的量。在此，在这些图像中约为3的系数值。此外，错误地被展开的信号由于背景相位差，能够取正或负的值。尤其，伪影202看上去是相对于图像内的其他信号比较强的信号，由此，从诊断的观点来看，可能非常难以对图像准确地读影。
[0043]在并行成像技术中，存在成为该错误的重建以及折叠的原因的两个特征。在第I特征中，主扫描中的变形位于由以往线圈灵敏度图形成的蒙片的外侧。由于位于蒙片的外侦牝因此，在重建后的图像中，变形了的信号被强制配置于另一折叠了的像素的位置等其他的位置。
[0044]成为错误的重建的原因的第2特征是用于变形了的信号的灵敏度值错误。该灵敏度值例如由对应的线圈灵敏度图决定。根据对应的线圈灵敏度图中的错误的值，可能在展开中使用不合适的编码值。线圈灵敏度图中的误差有时由于外插(extrapolate)被测量出的线圈灵敏度而产生。另外，当在主扫描的变形远离主要的信号，且存在剧烈变化的线圈灵敏度图的情况下，选择具有大的误差的局部的线圈灵敏度值时，可能发生这些误差。当在假定的编码中存在错误时，在接下来的展开步骤中也会发生错误，另外，与其对应，最终的展开图像将包含误差以及伪影。
[0045]本说明书所公开的技术还用于因在并行成像中取得的发生了空间的位置偏移的信号而产生的展开伪影的大幅度的降低或者除去。本说明书所公开的降低展开伪影的技术包含对线圈灵敏度图进行处理的技术、和对展开时所使用的蒙片进行处理的技术。如果将对线圈灵敏度图进行处理的改善后的技术、和对蒙片进行处理的改善后的技术组合使用，则能够得到更优异的结果，但根据实施方式，为了生成改善后的诊断图像，可以使用这些技术之一O
[0046]本说明书所公开的通过预扫描对线圈灵敏度图进行处理的技术在检测扫描对象的被检体的边界线之后，通过向外复制灵敏度数据而将灵敏度图尤其在最可能发生位置偏移的方向延长，从而提供改善后的灵敏度图。通过在最可能发生位置偏移的方向进行复制来延长，与以往的线圈灵敏度图生成相比较，能够得到更准确地反映了 k空间内的折叠点处的实际的线圈灵敏度的灵敏度图。此外，以往使用与RF线圈的阵列内的各RF线圈的对应的拟合多项式，根据测量到的灵敏度数据的外插，生成灵敏度图。
[0047]本说明书所公开的对一个以上蒙片进行处理的技术包含根据主扫描的先行展开生成一个以上蒙片的工序。在此，先行展开例如是指为了生成蒙片而生成中间诊断图像的工序。如此由主扫描图像的先行展开制成的蒙片与根据线圈灵敏度图制成的以往的蒙片相比较，例如，以大幅度提高了的精度更好地显示重要信号的区域。由于来自先行展开的蒙片具有与主扫描相同的几何学变形，因此，通过使用该蒙片，不会不恰当地遮蔽主扫描中的重要的区域的信号，另外，也不会将信号错误地强制配置于其他的折叠像素。
[0048]这样，例如当将上述技术中的任一个或者双方与上述的非专利文献I或者SPEEDER(注册商标)的以往的方式组合使用，来生成诊断图像时，能够取得展开伪影被降低而改善后的图像。
[0049]在PLACE (基于相位的校正技术)或所谓的闪烁(blip-up-blip-down)技术等以往的变形校正技术中，需要大幅度(例如，两次)增加取得次数，但通过使用本说明书所公开的新技术，能够不增加取得次数地降低或者实质上除去展开伪影。并且，不对新的一系列的图像增加可能对FMR1、DSC、或者ASL处理带来障碍那样的变更地校正伪影。并且，所公开的实施方式还能够使用包含EPI以外的并行成像扫描所使用的技术在内的以往的预扫描技术。进而，由于本说明书公开的技术不需要与不同尺寸的矩阵的制成或是否包含不同子集的像素的选择相关的条件，因此，提供高度适合于并列编程以及运算的高速化的模型。
[0050]图3是本实施方式所涉及的、生成使因发生了空间位置偏移的信号而造成的展开伪影降低的图像的方法的流程图。在图示的实施方式中，并行成像子程序A中包含步骤S302?S310。但是，根据实施方式，可以不执行步骤S302?S310中的一个或者多个操作，也可以按照图示以外的顺序执行。
[0051 ] MRI系统开始并行成像子程序A (步骤S300)。扫描对象的被检体被配置在MRI系统内(步骤S302)。该操作除了通过适合扫描的方法将被检体配置在机架10内的步骤之夕卜，还包含对执行适合于取得所希望的种类的诊断图像的扫描序列的MRI系统进行设定的工序。在设定中，也可以包含预扫描序列以及主扫描序列的选择、与并行成像相关的衰减因素、倾斜设定等。
[0052]作为预扫描部，MRI序列控制器30执行收集线圈的灵敏度分布的预扫描(步骤S304)。通过执行机架10内的被检体的预扫描，从而为了多个RF线圈用而生成线圈灵敏度图。预扫描通常能够在数秒左右所需时间实质上比主扫描短的、可设定的时间内执行。通过预扫描，相对于扫描仪内的全部成像容积(此时，是被配置于内侧的被检体)可得到低分辨率的图像。在专利文献I中，记载了一个以上的预扫描技术，通过参照将其整体引入本说明书。在一个实施方式中，也可以使用包含专利文献I所述的高速2D梯度召回回波脉冲序列的多个预扫描技术的任一个。根据实施方式，也可以进行2D或者3D傅里叶变换区域回波扫描(例如，有时花费约20秒)。
[0053]另外，预扫描也可以包含来自在预扫描中取得的数据的线圈灵敏度图(它们也被称为“空间灵敏度图”或者“灵敏度分布”)的生成。在一个实施方式中，也可以使用从非专利文献I或者专利文献I所述的技术中选择的技术，来决定线圈灵敏度图。例如，在专利文献I中，记载了决定各线圈的线圈灵敏度的一个以上技术，也可以用于制成线圈阵列用的灵敏度图。在专利文献I中，对每个像素计算出各线圈的预扫描图像亮度的比例以及全部线圈的预扫描图像亮度的合计。专利文献I中所述的技术不需要WBC的校正图像。但是，根据其他的技术，也可以将各预扫描图像分配给全身线圈图像，来决定各线圈的空间灵敏度。这些技术将因赋予线圈灵敏度图的预扫描图像而造成的噪音(例如，患者对于测量信号造成的影响)去除，划定相位阵列线圈内的各RF线圈用的空间灵敏度图。在本实施方式中，为了与一个以上后续的主扫描建立关联来使用，也可以保存线圈灵敏度图。
[0054]作为正式扫描部，MRI序列控制器30执行收集磁共振图像的信号的正式扫描(步骤S306)。例如，执行被配置于机架10的被检体的主扫描。也可以设定主扫描的种类以及取得对象的图像的序列。例如，在一个实施方式中，作为主扫描而执行EPI。在并行成像技术中，由于相位阵列线圈内的所有线圈同时接收信号，因此，为了根据各线圈的折叠图像恢复没有折叠的图像，需要各线圈的空间灵敏度图。在本说明书中将从该主扫描接收到的数据(主扫描数据)称为一个以上的中间诊断图像。
[0055]MRI系统控制器22执行最终诊断图像生成处理(步骤S308)。例如，主扫描数据(例如，中间诊断图像)按照通过一个实施方式被延长后的一个以上线圈灵敏度图和/或基于一个实施方式的蒙片被进行处理，生成最终诊断图像。该处理包含使用通过本说明书所述的实施方式被改良后的线圈灵敏度图和/或蒙片，展开中间诊断图像的工序。最终诊断图像所具有的展开伪影与以往的并行成像扫描相比较，大幅度降低。根据实施方式，也可以生成多个最终诊断图像。其中，作为步骤S308的最终诊断图像生成处理，执行后述的并行成像子程序B?E的任一个(参照图4、8?10)。
[0056]然后，输出最终诊断图像(输出图像)(步骤S310)。该输出也可以包含显示于MRI系统的显示器或者外部显示器的工序。根据实施方式，该输出也可以包含将一个以上的诊断图像经由可以是MRI系统的一部分的网络接口进行发送的工序、或保存到内置于MRI系统或者能够与其进行通信地结合的任一个存储器或者其他存储装置的工序。
[0057]图4是本实施方式所涉及的、使用改良后的灵敏度图以及改良后的蒙片对主扫描进行处理的方法的流程图。在图示的实施方式中，并行成像子程序B中包含步骤S410?426。但是，根据实施方式，也可以不执行步骤S410?426的一个或者多个，或者也可以按照图示以外的顺序执行。根据一个实施方式，步骤S410?426在上述的步骤S308的处理中被执行。
[0058]MRI系统开始并行成像子程序B (步骤S400)。MRI系统控制器22确定比被检体的边界线(边缘部等)稍微靠内侧的位置(步骤S410)。对通过上述的步骤S304的处理生成的线圈灵敏度图等线圈灵敏度图进行处理，决定扫描对象的被检体的边界线(例如，边缘部)。在本说明书中，在输入线圈灵敏度图402中反映这些图还没有被延长的情况，称为“原始的线圈灵敏度图”。但是，根据实施方式，也可以使用对这些图可能已经执行了几个进一步的处理后的线圈灵敏度图。
[0059]在步骤S410的处理中，例如，也可以使用利用了被检体的2D显示(例如，横穿切片图像)的以往的边界线发现技术，来检测扫描对象的被检体的边界线。当确定了边界线时，决定位于比边界线稍微靠内侧的位置的一系列的点。能够设定从所选择的一系列的点到边界线为止的严格的距离。例如，所选择的点可以是边界线的内侧的可设定的数量的像素，也可以是从边界线起内侧可设定的距离的测量值(例如，毫米或厘米)，或者也可以位于可设定的距离范围(例如，0.5?1.5cm)内。基于另一个实施方式，所选择的一系列的点并非全部距离边界线相同的距离。例如，也可以存在距离边界线位于不同的距离的点，这是由于判断为最初示出的选择点有时不具有足够准确地表示实际的线圈灵敏度的值。例如，当(根据所设定的距离范围)最初示出的点的位置非常接近骨或空洞区域时，也可以对最初示出的位置进行变更，以使得以位于所设定的距离范围内的状态，在附近的周边区域内远离可能成为不准确的灵敏度值的原因的骨或空洞区域。
[0060]MRI系统控制器22在相位编码方向复制确定出的位置的各点(步骤S412)。即，作为校正部，MRI系统控制器22根据因正式扫描的执行而在磁共振图像中包含的变形，来校正灵敏度分布。例如，线圈灵敏度图内的被检体的边界线被延长。尤其从由步骤S410确定出的一系列的点中，将各个点至少在主扫描的相位编码方向，复制到远离边界线的可设定的距尚。在此，在相位编码方向进行复制例如是由于设想最可能存在误差，如此复制与基于曲线拟合的外插相对照。根据一个实施方式，也可以将点复制到沿着相位编码方向的任一方向的、图像重建区域(field of view:F0V)的端部。例如，当相位编码方向是左右方向时，为了将边界线向左右延长，复制从边界线的稍微靠内侧选择的点。
[0061]换而言之，作为校正部，MRI系统控制器22根据磁共振图像所包含的变形的方向来求对灵敏度分布进行扩大或者缩小的方向，校正灵敏度分布。具体而言，MRI系统控制器22通过复制来对灵敏度分布进行扩大或者缩小，从而校正灵敏度分布。更具体而言，作为复制，MRI系统控制器22在相位编码的方向复制在灵敏度分布中与被检体对应的边界线的内侧的点。另外，变形是在k空间中沿着相位编码方向生成的变形在磁共振图像中出现的变形。
[0062]图5A?5C表示了示例性的复制的例子。图5A?5C是表示本实施方式所涉及的、示出灵敏度图的延长的概略图的图。在MRI系统的存储器或者存储装置内访问原始的、即校正前的灵敏度图502，例如由各线圈取得那样的灵敏度图。分别对原始的灵敏度图502进行分析，确定外侧的边界线504。在图5A中，示出具有确定出的边界线504的原始的灵敏度图502。接着，如针对步骤S410所述那样，如图5B所示，在边界线的稍微靠内侧确定位置506的一系列的点。例如，确定比较接近所确定的边界线的边缘部。根据一个实施方式，在头部的扫描中，确定边界线的内侧Icm的一系列的点。接着，如图5C所示，如针对步骤S412叙述那样，从所确定的位置506的一系列的点中，至少几个点508以及510在可能发生位置偏移的延长方向512以及514延长。如该实施方式所示，可能发生位置偏移的方向是与主扫描相关联的相位编码的方向。此外，该延长方向也可以不一定与预扫描的灵敏度图的相位编码方向一致。延长方向512以及514中的各点通过复制点508以及510来实现。如上所述，该实施方式中的基于复制的点的延长与一般通过由各线圈的空间多项式曲线的拟合进行外插而延迟了灵敏度图的现有技术相对照。并且，该实施方式中的点508以及510向相位编码方向的优选的延长也与按照各线圈的多项式曲线的拟合在各个(例如，大致所有的)方向延长边界线的现有技术相对照。
[0063]图6A是表示了延长灵敏度图的现有技术的例子的图。图6B是表示了因通过以往的方法延长灵敏度图而可能产生的误差的例子的图。图7是表示本实施方式所涉及的、延长灵敏度图的技术的图。在图6A中，示出通过外插来延长扫描后的被检体的边界线的现有技术。在图6B中，示出因延长灵敏度图那样的现有技术而可能生成的误差的例子。在图7中，示出基于示例的实施方式所涉及的复制的灵敏度图的延长。在图6A?B以及图7中，以物理性的相位编码方向沿着水平(左右)方向为前提。这些小的概略图中的垂直方向能够看作为信号强度轴。
[0064]在图6A中，示出现有技术所涉及的线圈灵敏度值的延长。决定了扫描对象的被检体的边界线602。一般认为被检测出的边界线内的区域具有可靠的测量线圈灵敏度值。因此，根据被检测出的边界线的内侧的点的值，对阵列的各线圈灵敏度决定曲线拟合的多项式。当考虑两个线圈的阵列的例子时，表示阵列的线圈I以及线圈2各自的线圈灵敏度的多项式604以及606被决定为在由检测出的边界线602包围的区域内适合于对应的点的值。例如，也可以通过周知的多项式拟合技术的任一个来决定多项式604以及606。当决定了用于扫描对象的被检体的内部的各线圈用的多项式602时，在现有技术中，将多项式604以及606的各个外插到被检测出的边界线的外侧的区域610以及612。例如，存在King等的专利文献2以及Ballester等的专利文献3所记载的外插技术。此外，一般而言，没有位置偏移或变形的真正的线圈灵敏度图案在被检体的外侧可能急剧上升，这是由于一般线圈阵列导体位于被检体的附近，信号位置与线圈导体元件的距离短，因此，根据萨伐尔法则能够得到高的灵敏度。
[0065]在图6B中，示出当应用了以往的延长技术时，在EPI中生成那样的发生了空间位置偏移的信号可能如何产生重大的误差。位于被检体的被检测出的边界线620内的线圈的灵敏度值632以及634 (以及与通过相同的灵敏度被强调的图像建立关联的EPI信号电平)能够看作在真正的、即准确的信号位置被示出。位于表示线圈灵敏度(或者灵敏度被强调的主图像(EPI)像素信号值)但发生了位置偏移的信号的位置的值626以及628有时出现在各个正确的灵敏度值632以及634的附近。当实际的线圈灵敏度根据对应的多项式的外插而被延长时，有时发生比较大的误差。例如，以发生了位置偏移的信号628与被扫描的被检体的边界线620的内侧的对应的真正的信号634之间的位置偏移而造成的误差的大小如由表示展开位置638与对应的位置偏移位置634之间的差的640所示，当重建图像时相当大。
[0066]并且，根据图6B，使用线圈灵敏度值634以及632将对应的信号编码。但是，重建展开的期间使用的对应的线圈灵敏度分别是线圈灵敏度值638以及636。被检体的被检测出的边界线620的外侧的这些线圈灵敏度值根据适合于各线圈的线圈灵敏度值的多项式来决定。如图示那样，重建的期间使用线圈灵敏度638与实际上对信号进行编码的线圈灵敏度634之间的误差640由于信号的特定的位置偏移而与对应的实际的误差相比被表现为相当大的误差。作为在634与638之间发生的比较大的误差的理由之一，能够列举按照基于与各线圈的线圈灵敏度对应的曲线拟合的多项式，从被检测出的边界线的内侧向外侧外插数据。
[0067]在图7中，图示了一个实施方式所涉及的、基于从被检测出的边界线的内侧向延长了的区域复制对应的值的、从被检测出的边界线650的内侧向外侧的点(例如，线圈灵敏度值)的延长(复制)。结果，线圈I的灵敏度图包含被检测出的边界线的内侧的区域中的灵敏度654和被延长后的区域中的灵敏度658以及662。同样，线圈2的灵敏度图包含被检测出的边界线的内侧的区域中的灵敏度652和被延长后的区域中的灵敏度656以及664。
[0068]在此，返回到图4的说明。MRI系统控制器22生成灵敏度编码矩阵(简称为灵敏度矩阵)(步骤S414)。例如，使用通过复制而被延长的灵敏度图来形成灵敏度编码矩阵。能够使用在非专利文献I或专利文献2中公开那样的技术，来决定灵敏度编码矩阵。例如，可设灵敏度编码矩阵为NXC的矩阵，在此，各行i由i = 1...Ν表示相位阵列线圈的线圈i，另外，各列j由j = I…C表示折叠像素位置。从而，位置(i，j)处的矩阵的值表示相对于在线圈i中接收到时的第j个像素的灵敏度。灵敏度矩阵的各要素的值能够根据在预扫描的期间取得的灵敏度图来决定。因此，如上述的步骤S412那样，在延长灵敏度图之前，灵敏度图包含测量到的灵敏度值。在基于复制的延长之后，灵敏度矩阵也可以包含基于延长的值。
[0069]MRI系统控制器22使灵敏度编码矩阵反转，生成解码矩阵(步骤S416)。根据解码矩阵，能够使数据从在灵敏度矩阵内指定的多个线圈转换成多个没有被折叠的像素而返回。反转可以是基于广义逆矩阵的伪逆矩阵等周知的矩阵反转技术的反转。其例如是按照以简单形式的均匀的未校正噪声为前提的、最小的噪声条件，最小平方的封闭解。根据需要，能够如非专利文献I所述那样，当决定灵敏度矩阵的逆矩阵时，使用接收机噪声水平以及接收机信道内的噪声的校正。在本说明书的示例实施方式中，在反转中可以考虑接收机噪声的水平以及校正，也可以不考虑。但是，当不考虑接收机噪声水平地决定解码矩阵时，可预料到由于信噪比(signal-to-noise rat1:SNR)低而有些不利。
[0070]MRI系统控制器22将展开主扫描数据404展开(步骤S418)。主扫描数据的展开使用由步骤S416生成的解码矩阵来执行。根据实施方式，步骤S418中的展开不使用蒙片而执行。根据蒙片，示出由于图像内的哪一数据点位于关心区域(reg1n of interest:R0I)的外侧而能够忽视。根据另一个实施方式，步骤S418中的展开包含根据线圈灵敏度图或者线圈灵敏度矩阵形成的蒙片的使用。例如，通过基于线圈灵敏度图或者线圈灵敏度矩阵形成的蒙片，示出哪一像素位置位于关心区域的内侧、以及哪一像素位置位于外侧，使用这样的信息，仅仅通过考虑位于ROI的内侧和/或附近的像素位置，就能够改善展开处理的质量。其中，由于灵敏度矩阵以及作为其伪逆矩阵的解码矩阵不是单一的，因此，通过反转，通常已经存在于主图像内(根据“g值”而被定量化处理那样的)的任何噪声均会被放大。作为用于降低g值(例如，降低噪声)的现有技术，如果由灵敏度图知道在规定位置应该不存在信号，则有时由编码以及反转排除折叠点。在非专利文献I中，记载了通过除去不存在信号的折叠点来缩小灵敏度图的尺寸的情况、以及如果能够应对存在制约的、更小的系统则能够增加将噪声抑制为最小限度的自由度的情况。除了完全除去编码矩阵的全部列之外，不强调与几乎不存在或者完全不存在信号的像素对应的列也被认为是妥当的。在King等的专利文献4中，记载了通过改良灵敏度矩阵，对矩阵反转处理增加规则化项，从而虽然多少损失信号保真度但降低噪声的技术，其内容通过参照将其整体引入到本说明书。以往，由于排除或者不强调的点本来不折叠，因此，使用预扫描灵敏度图来识别。
[0071]使用解码矩阵将主扫描数据(图像)展开的技术是周知的，能够使用非专利文献I所述那样的技术，如上述那样使用解码矩阵根据主扫描数据取得展开的诊断图像。将在该阶段展开的诊断图像称为中间诊断图像。
[0072]MRI系统控制器22根据在步骤S418中展开的主扫描数据(中间诊断图像)生成蒙片(步骤S420)。蒙片能够根据识别为特定的像素或者区域具有比所需要的像素亮度低的像素亮度的阈值函数来决定。也可以设定所需要的像素亮度。蒙片用于表示哪一图像的数据点由于位于ROI的外侧而能够被忽视。根据蒙片，当被扫描的被检体中的对应的位置例如由于位于被检体或者ROI的外侧而无益于信号时，从重建的考虑出发除去像素。一般而言，通过除去可能无益于重建的像素，能够降低折叠的程度，提高其结果和SNR。从编码矩阵中除去像素能够使用除去了列的矩阵，作为整体来进行，或者通过乘以小的值来对列进行非强调，从而能够不局部地改变矩阵的尺寸而除去像素。当没有对列进行非强调而明确地除去时，能够对于所有的一系列的折叠像素进行相同尺寸的矩阵反转，也可以将算法适用于基于计算的并行处理。换而言之，通过步骤S418以及S420的处理，作为蒙片生成部，MRI系统控制器22通过对由并行成像得到的信号实施第I伸展(unfolding)处理，来生成中间磁共振图像，使用生成的中间磁共振图像，生成蒙片或者权重信息。
[0073]MRI系统控制器22使用由步骤S420生成的蒙片，生成改良后的灵敏度编码矩阵(步骤S422)。根据一个实施方式，如上述那样，灵敏度矩阵内的列表示折叠像素的位置。根据一个实施方式，能够根据蒙片，除去与不益于信号的、或者位于ROI的外侧的像素位置对应的灵敏度矩阵内的一个以上的列。
[0074]MRI系统控制器22使改良后的灵敏度图反转，生成改良后的解码矩阵(步骤S424)。该步骤S424的处理可以通过与步骤S416相同的方法执行，也可以根据改良后的灵敏度矩阵进行。为了生成解码矩阵，能够考虑或者不考虑接收机噪声地使改良后的灵敏度矩阵反转。
[0075]MRI系统控制器22使用改良后的解码矩阵，将主扫描数据404展开(步骤S426)。该步骤S426的处理也可以根据改良后的解码矩阵，通过与步骤S418相同的方法来执行。通过步骤S426的处理，重组主扫描的输出图像。换而言之，通过步骤S422?S426的处理，作为生成部，MRI系统控制器22通过使用由预扫描得到的各线圈的灵敏度分布、由并行成像得到的信号、以及蒙片或者权重信息，来实施第2伸展处理，从而生成输出磁共振图像。
[0076]这样，作为生成部，MRI系统控制器22使用校正后的灵敏度分布，生成输出磁共振图像。
[0077]图8是本实施方式所涉及的、使用改良后的灵敏度图对主扫描进行处理的方法的流程图。在图8中，示出本实施方式所涉及的、使用改良后的灵敏度图对主扫描数据进行处理的流程图。在图示的实施方式中，并行成像子程序C中包含步骤S806?814。但是，根据实施方式，可以不执行步骤S806?814的一个或者多个，也可以按照图示以外的顺序执行。根据一个实施方式，步骤S806?814在上述的步骤S308的处理中被执行。
[0078]此外，在并行成像子程序C中，可以使用在本说明书中公开的改良后的灵敏度图生成诊断图像，但不需要使用在本说明书中公开的改良后的蒙片。
[0079]MRI系统开始并行成像子程序C (步骤S800)。没有被折叠的原始的灵敏度图802作为向步骤S806的输入来提供。原始的灵敏度图802也可以是由接收用线圈取得的灵敏度图。步骤S806?S812的处理可以与上述的对应的步骤S410?S416的处理相同地执行。根据需要，在步骤S810的处理中，除了关于步骤S414已叙述的处理之外，当生成灵敏度编码矩阵时，也可以考虑根据灵敏度图或者灵敏度矩阵生成的蒙片。关于制成解码矩阵时的蒙片的使用，与其他的操作相关联在上面叙述。
[0080]MRI系统控制器22使用由步骤S812的处理生成的解码矩阵，将主扫描数据804展开(步骤S814)。如上述那样，主扫描数据804也可以是折叠图像。
[0081]图9是本实施方式所涉及的、使用改良后的蒙片对主扫描数据进行处理的方法的流程图。在图9中，示出本实施方式所涉及的、使用改良后的蒙片对主扫描数据进行处理的并行成像子程序D的流程图。在图示的实施方式中，并行成像子程序D中包含步骤S906?918。但是，根据实施方式，可以不执行步骤S906?918的一个或者多个，也可以按照图示以外的顺序执行。根据一个实施方式，步骤S906?918在上述的步骤S308的处理中被执行。
[0082]此外，在并行成像子程序D中，可以使用在本说明书中公开的改良后的蒙片生成诊断图像，但不需要使用在本说明书中公开的改良后的灵敏度图。
[0083]MRI系统开始并行成像子程序D (步骤S900)。没有被折叠的原始的灵敏度图902作为向步骤S906的输入来提供。原始的灵敏度图902也可以是由接收用线圈取得的灵敏度图。灵敏度矩阵根据灵敏度图生成。根据实施方式，不进行进一步处理地使用灵敏度图，超过被检体的边界线将图延长。根据实施方式，也可以以超过被检体的边界线的方式，将图在步骤S906中延长。延长也可以根据已知的(例如，测量到的)灵敏度值的外插。例如，外插可以按照关于图6A在以上叙述那样的现有技术，但希望使用关于图7在以上叙述那样的基于复制的延长技术。
[0084]MRI系统控制器22使采用灵敏度图生成的灵敏度矩阵反转，制成解码矩阵(步骤S908) ο在此，灵敏度图可以被延长，也可以不延长。关于灵敏度矩阵以及解码矩阵的生成，如上所述。
[0085]MRI系统控制器22使用解码矩阵，展开主扫描数据904 (步骤S910)。MRI系统控制器22根据由步骤S910的处理展开的主扫描数据来生成蒙片(步骤S912)。关于展开以及蒙片的生成，在图4中已叙述。
[0086]MRI系统控制器22使用由步骤S912生成的蒙片，生成改良后的灵敏度编码矩阵(步骤S914)，对灵敏度矩阵进行处理。也可以通过与关于步骤S422在上面叙述的方法相同的方法，将不提供信号的或者位于关心区域的外侧的任一像素位置除去或者减少，来生成改良后的灵敏度矩阵。
[0087]MRI系统控制器22使通过步骤S914的处理生成的、改良后的灵敏度编码矩阵反转，生成改良后的解码矩阵(步骤S916)。MRI系统控制器22使用来自步骤S916的处理的改良后的解码矩阵，展开主扫描数据904(步骤S918)。
[0088]图10是在EPI中组合2D相位校正，使用基于本实施方式的改良后的灵敏度图以及改良后的蒙片的方法的流程图。在图10中，示出与EPI中的2D相位校正组合，使用本实施方式所涉及的、与改良后的蒙片组合被改良的灵敏度图的流程图。在图示的实施方式中，并行成像子程序E中包含步骤S1022?S1050。但是，根据实施方式，可以不执行步骤S1022?S1050的一个或者多个，也可以按照图示以外的顺序执行。根据一个实施方式，步骤S1022?S1050在上述的步骤S308的处理中被执行。
[0089]在并行成像子程序E中，使用EPI中的2D相位校正，组合本说明书所公开那样的、改良后的灵敏度图和改良后的蒙片。为了除去EPI图像内的尼奎斯特重影，频繁使用2D相位校正。在非专利文献2中，记载了 EPI中的2D相位校正。大致而言，在方法步骤S1000中，与2D尼奎斯特低空间频率重影的校正一起示出本说明书中公开那样的改良后的灵敏度图以及改良后的蒙片的使用。
[0090]MRI系统开始并行成像子程序E (步骤S1000)。MRI系统控制器22在相位编码方向延长线圈灵敏度图1002 (步骤S1022)。如关于步骤S410?S412在上面叙述那样，线圈灵敏度图1002的延长也可以包含:对位于被检体的边界线稍微靠内侧的灵敏度图或者预扫描图像上的区域的位置进行确定的工序、和通过复制将在相位编码方向识别出的像素延长的工序。也可以将延长后的灵敏度图1008保存于存储器。
[0091]MRI系统控制器22将EPI尼奎斯特预扫描数据1004作为输入取入，使用2D傅里叶变换(2D Fourier transform:2DFT)按照偶数和奇数生成各个基准图像(步骤S1024)。该EPI尼奎斯特预扫描数据1004作为“EPI模板”被熟知。EPI模板也可以在与取得灵敏度图的预扫描不同的预扫描中取得。MRI系统控制器22使用奇数以及偶数的基准图像，来决定偶数行图像与奇数行图像的相位差(步骤S1026)。MRI系统控制器22按照有无追加处理来蓄积涵盖多个信道的相位差，将多个信道的信号相加，根据其实部以及虚部的信号值由arctangent求出相位(ATNA)(步骤S1028)，生成尼奎斯特校正图1010。根据实施方式，通过尼奎斯特校正图1010，可识别为了除去尼奎斯特重影所需的乘法复合相位图。
[0092]MRI系统控制器22从EPI主扫描1006的图像中选择基准MRI数据取得激发(步骤S1030)。MRI系统控制器22根据所选择的基准图像，来决定蒙片生成用的偶数以及奇数的2DFT图像数据(步骤S1032)。
[0093]MRI系统控制器22将由步骤S1032决定的偶数以及奇数的2DFT图像数据、尼奎斯特校正图1010、以及延长后的灵敏度图1008作为输入而取入，生成中间EPI图像1036(步骤S1034)。此外，该步骤S1034的处理也可以包含对灵敏度矩阵进行编码的工序、使灵敏度矩阵反转来生成解码矩阵的工序、和接着使用解码矩阵将EPI图像展开的工序。但是，在可能具有高的g值的意义上，EPI图像1036准最优。
[0094]MRI系统控制器22根据准最优的EPI图像1036，来识别亮度值小于阈值的像素的位置(阈值处理)(步骤S1038)。阈值可以被设定，也可以动态决定。也可以将这些位置作为随着各个位置从被扫描的被检体扩大，各个位置的强调变小的非强调图。结果，使用被识别为小于阈值的像素位置，来决定蒙片或者非强调图1012。其中，该非强调图是根据像素的位置对亮度值加权的权重信息的一个例子。
[0095]MRI系统控制器22对所有的EPI主扫描图像1006决定偶数以及奇数的2DFT(步骤S1040)。接着，MRI系统控制器22将从EPI主扫描图像1006的各个得到的偶数以及奇数的2DFT图像数据集合为蒙片1012、尼奎斯特校正图1010、以及延长后的灵敏度图1008来考虑，生成g值降低到所希望的值的最终的EPI图像1050 (步骤S1042)。其中，步骤S1042的处理与步骤S1034的处理相同，包含对灵敏度矩阵进行编码的工序、生成解码矩阵的工序、以及使用解码矩阵来展开EPI图像的工序。
[0096]接着，能够对最终EPI图像附加部分k空间零差滤波校正(Partial K-SpaceHomodyne Filtering Correct1n:PKH)、高频图像均勾化校正(rad1 frequency ImageUniformity Correct1n:1UC)、倾斜变形校正(Gradient Distort1n Correct1n:GDC)等各种后处理功能。根据最终EPI图像或者后处理后的最终EPI图像，得到最终诊断图像(输出图像)。
[0097]当然，上述的实施方式通过使用
[0098](a)用于生成为了得到最终的被展开的诊断图像而进一步对原始的图像数据进行处理时所使用的更准确的蒙片的、被展开的“中间”诊断图像、和
[0099](b)将诊断图像最终展开时所使用的、(不是基于曲线拟合的外插)基于复制的线圈灵敏度图的延长的任一个或者双方，来提供改良后的并行MR成像。
[0100](对并行成像以外的适用)
[0101]此外，在上述的说明中，说明了 MRI系统进行基于并行成像的摄像的情况，但实施方式并不限定于此。例如，上述的改善后的灵敏度图(灵敏度分布)还能够用于亮度校正。
[0102]具体而言，以往为了得到输出磁共振图像(输出图像)，使用由预扫描(例如，参考扫描)得到的灵敏度分布来进行亮度校正。然而，例如当通过EPI进行正式扫描时，由于如图2A所示，所得到的图像会变形，因此，即便使用由预扫描得到的灵敏度分布也不能进行恰当的亮度校正，有时导致输出图像的画质降低。
[0103]鉴于此，本实施方式所涉及的MRI系统对通过EPI得到的图像，使用本实施方式所涉及的灵敏度分布(例如图7)进行亮度校正。由此，由于MRI系统对变形后的图像使用延长了的灵敏度分布进行亮度校正，因此，能够恰当地进行亮度校正，能够提高输出图像的画质。
[0104](对EPI以外的适用)
[0105]另外，在上述的说明中，说明了 MRI系统进行使用了 EPI的摄像的情况，但实施方式并不限定于此。例如，上述的问题并不限定于EPI，在进行倾斜磁场的极性反转那样的脉冲序列的情况下也可能发生。因此，实施方式所涉及的MRI系统并不限定于EPI，也可以适用于进行倾斜磁场的极性反转那样的脉冲序列的情况。
[0106]另外，如本领域技术人员知道那样，当作为代替而使用“归一化”处理时，还能够不生成或者使用蒙片。
[0107]根据以上说明的至少一个实施方式，能够提高输出图像的画质。
[0108]虽然说明了本发明的几个实施方式，但这些实施方式是作为例子而提示的，并不意图限定本发明的范围。这些实施方式能够以其他的各种方式进行实施，在不脱离发明要旨的范围内，能够进行各种省略、置换、变更。这些实施方式或其变形与包含于发明的范围或要旨中一样，包含于权利要求书记载的发明及其均等的范围中。
【权利要求】
1.一种磁共振成像装置，其特征在于，具备: 预扫描部，执行收集线圈的灵敏度分布的预扫描； 正式扫描部，执行收集磁共振图像的信号的正式扫描； 校正部，根据通过上述正式扫描的执行而在磁共振图像中包含的变形，来校正上述灵敏度分布；以及 生成部，使用上述校正后的灵敏度分布，来生成输出磁共振图像。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于， 上述变形是在k空间中沿着相位编码方向产生的变形在上述磁共振图像中出现的变形。
3.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于， 上述校正部根据上述磁共振图像所包含的变形的方向来求出对上述灵敏度分布进行扩大或者缩小的方向，对上述灵敏度分布进行校正。
4.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于， 上述校正部通过基于复制对上述灵敏度分布进行扩大或者缩小，来校正该灵敏度分布。
5.根据权利要求4所述的磁共振成像装置，其特征在于， 作为上述复制，上述校正部在相位编码方向复制在上述灵敏度分布中与被检体对应的边界线的内侧的点。
6.根据权利要求1?5中任一项所述的磁共振成像装置，其特征在于， 作为上述预扫描，上述预扫描部收集多个线圈各自的灵敏度分布， 作为上述正式扫描，上述正式扫描部执行并行成像， 上述生成部通过对由上述并行成像得到的上述信号实施第I伸展处理，来生成中间磁共振图像，并使用生成的中间磁共振图像，生成蒙片或者权重信息，通过使用由上述预扫描得到的各线圈的灵敏度分布、由上述并行成像得到的上述信号、以及上述蒙片或者上述权重信息，实施第2伸展处理，来生成上述输出磁共振图像。
7.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于， 作为上述正式扫描，上述正式扫描部执行回波平面成像。
8.—种磁共振成像装置，其特征在于，具备: 预扫描部，执行收集多个线圈各自的灵敏度分布的预扫描； 正式扫描部，作为收集磁共振图像的信号的正式扫描，执行并行成像； 蒙片生成部，通过对由上述并行成像得到的上述信号实施第I伸展处理，来生成中间磁共振图像，并使用生成的中间磁共振图像，生成蒙片或者权重信息；以及 生成部，使用由上述预扫描得到的各线圈的灵敏度分布、由上述并行成像得到的上述信号、以及上述蒙片或者上述权重信息，实施第2伸展处理，来生成输出磁共振图像。
【文档编号】A61B5/055GK104486993SQ201480001863
【公开日】2015年4月1日 申请日期:2014年6月10日 优先权日:2013年6月10日
【发明者】韦恩·R·丹内尔斯, 重田高志 申请人:株式会社东芝, 东芝医疗系统株式会社