【手続補正書】
【提出日】平成19年8月2日(2007.8.2)
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】発明の詳細な説明
【補正方法】変更
【補正の内容】
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は磁気共鳴イメージング、 MRI（Magnetic Resonance Imaging）として知られる装置及び方法に関するものである。特に、本発明は磁気共鳴（MR）データの取得時間を短縮する核磁気共鳴イメージング（NMRI: Nuclear Magnetic Resonance Imaging）のための装置及び方法に関するもので、これらの装置・方法では、撮像対象の物体を少なくとも部分的に囲むように配置された受信コイルアレイ（列）によって、同時並列的に磁気共鳴データが取得され、並列処理によって目的のMRI画像が再構成される。
【背景技術】
【０００２】
脳機能画像、治療中の撮像、あるいは心臓の撮像のように、MRIによる動的な画像の取得においては、かねてから高画質の画像（すなわち高解像度で高い信号雑音比を有する画像）を提供する方法及び装置技術に対するニーズがあった。しかしながら既存のMRIイメージング装置及び方法による撮像速度は、現状で要求されるレベルにはほど遠い。これらの既存技術のいくつかについてはHrovatらによる米国特許 5,365,172号「MRIの方法及び装置（Methods and Apparatus for MRI）」の背景の項目でも述べられており、当該特許を参照することにより本申請書に組み込まれる。
【０００３】
より高速な撮像速度に到達するための試みとして、いわゆる「パラレル（並列）」エンコーディングの装置の併用もしくは方法が開発されてきた。これらの装置の併用もしくは方法は、磁気共鳴データを取得するための複数の受信コイルと高速データ処理装置を用いて、大幅に限定された撮像範囲のデータから撮像範囲内の画像を再構成することによって実現される。
【０００４】
上記の文献に記述されているいくつかのパラレル・イメージング技術の中で、Kwiatらによる研究（「磁気共鳴イメージングにおける高速画像撮像のためのデカップルされた検出コイルアレイ（列）（”A Decoupled Coil Detector Array for Fast Image Acquisition in Magnetic Resonance Imaging”）」Medical Physics, 18:251, 1991年, 文献を参照することにより本申請書に組み込まれる）が特に重要な意味をもつ。この研究は複数のRF受信コイルで受信された磁気共鳴信号から、信号発生分布特定の逆問題を解く方法についての検討を含んでいる。この研究で提案された技法は、取得すべき画像の画素数と同数のRFコイルを必要とする。またこの技法はコイル感度の大幅な向上を必要とする。これらの要件は通常の磁気共鳴画像の撮像（ここでは画素数が256×256程度の撮像を指す）では現実的ではなく、当技術を生体の撮像実験に用いて良好な結果が得られたことはない。
【０００５】
その他のいわゆる「パラレル」イメージング技術としては、MRIにおける空間エンコーディング（符号化）にRFコイルの１次元感度プロファイルを用いる方法が提案されている。例えばRaらによる報告（「複数検出器からの副エンコーディングデータ群を用いた高速撮像」、Magn. Reson. Med., 30:142, 1993年、文献を参照することにより本文書に組み込まれる）では、一列に並べられた複数の受信コイルから得らる、k空間上の等間隔な行に配置されたデータを用いる方法について記述されている。この方法では１次元感度プロファイル情報を併用することによってアンダーサンプリングに伴うエリアシングを防いでいる。この研究では４つのコイルアレイを用いて水ファントム（模擬試料）の画像取得に要する時間を１／４に押さえる事を想定している。
【０００６】
それでもなお、この記事にはいかなる生体の画像も提示されていない。このことは、提案手法が、現実的な撮像条件下でエイリアシングを取り除くことができるほどのロバスト性（堅牢性）を有していないことを示唆していると考えられる。
Sodicksonらによって提案されたSMASHと呼ばれる方法（「SMASH: ラジオ波コイルアレイによる高速イメージング（”Simultaneous Acquisition Of Spatial Harmonics (SMASH): Fast Imaging With Radio Frequency Coil Arrays”）」、Magn. Reson. Med., 38:519-603, 1997年、 文献を参照することによって本文書に組み込まれる）は実用的であるとされ、実際この方法によりよい結果が得られてきた。SMASHは複数のRF受信コイルを用いることによって撮像速度を向上している。特に、この方法では１次元方向に１列に配置された各受信コイルの、１次元感度プロファイルの線形結合（正弦波の共鳴が起こるような重み付けをしている）を用いて、取得された磁気共鳴データの部分データから、k空間の全ての行に対応するデータを生成する。
【０００７】
しかしながらSMASH法はいくらか制約もある。それは観察しようとする撮像断面の選択の自由度が原理的にあまりないことである。また、深部の撮像に制約があることが実証されている。さらに、実際問題として磁気共鳴イメージング装置内に１方向にコイルを並べるのには物理的な制約がある。特に各コイルをお互いにデカップルしようとするとこの問題は顕著となる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
本発明は、磁気共鳴イメージングにおいて磁気共鳴データの取得時間及び画像再構成処理時間を大幅に削減する装置と方法を提供するものである。
また本発明は、一組の磁気共鳴情報をお互い同時並行的に取得し、各データ要素を並列処理して画像を再構成するための装置と方法を提供する。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明における上記の、あるいはその他の特徴や長所は、SMASHの装置及び方法をより一般化し発展させているところにある。具体的には、本発明は実質的にあらゆる数のRFコイルの配置を考慮している。ただし、磁気共鳴イメージング装置の撮像空間内に置かれた撮像対象物を、少なくとも部分的には囲むように配置する必要がある。また本発明は、撮像空間内のあらゆる向きの断面で、いわゆる「パラレル」イメージングの特徴を生かした画像出力を行うことを考慮している。
【００１０】
本発明におけるMRIのパラレル・エンコーディングは、少なくとも撮像対象物を部分的に囲むように配置されたRF受信コイルのアレイ（列）の感度プロファイルを用いることによって実現される。この事実に仮定に基づけば、磁気共鳴イメージング装置の撮像範囲を加工用に配置されたコイルアレイのi番目のコイルで観察される信号は以下の式で示される。
【００１１】
【数１】
2003500138.tif 000001
【００１２】
ここでWｉ（x,y）はアレイのi番目の２次元感度プロファイルを表し、ρ（x,y）は選択された(x, y)平面上の撮像スライスを表す。この信号をx方向にフーリエ変換すると以下の式が導かれる。
【００１３】
【数２】
2003500138.tif 000002
【００１４】
後者の式は位相変調された画像ρ（x,y）のx座標への射影を表す。さらにこの信号は離散化した形式を用いて以下のような行列の積で表すことができる。
【００１５】
【数３】
2003500138.tif 000003
【００１６】
同時に使用されるコイルの数がNで、それぞれのコイルの２次元感度プロファイルWｉ（x,y）が既知の場合、通常必要となるk空間上のデータの行数のN分の１の行数のデータから画像を再構成することができる。従って本発明の装置と方法は、ρ（x,y）を列ごとに（すなわちx軸と垂直な方向に）再構成するために、アレイ内の各コイルの２次元感度プロファイルによって重み付けされた磁気共鳴データを位相変調して周波数エンコード軸（x軸）へ射影した得られるデータを使用する。
【００１７】
２次元感度プロファイルは、一般的な磁気共鳴イメージング装置のRFボディコイルからベースライン（基準）画像を取得することによって計算される。ここで感度プロファイルは一定（WB（x,y）＝１）とし、(x, y)平面での画像をρ（x,y）で表すものとする。次にアレイの各コイルを用いて画像が取得される。i番目のコイルから得られる画像は以下のように示される。
【００１８】
【数４】
2003500138.tif 000004
【００１９】
ここでWｉ（x,y）はi番目のコイルとボディコイルから得られる各点ごとの信号比を求めることによって計算される。
それ故、本発明の好適な実施例は近接した画像ラインの集合からなる撮像対象物の磁気共鳴画像の生成法であろう。この方法では一般的に以下のような手順に従う。まず、磁気共鳴イメージング装置を準備する。この装置は概して撮像空間に静磁場を生じさせる磁場発生系、中央処理装置、記憶装置、撮像空間を囲むRFコイル、撮像空間の周囲にアレイ状に配置された複数のラジオ波受信コイルからなる。次に多次元コイルアレイ内の各受信コイルの２次元感度プロファイルが計算されて記憶装置に記録される。その後撮像空間に置かれた撮像対象から得られる複数の磁気共鳴信号が各受信コイルで取得されて記憶装置に記録される。そして磁気共鳴イメージング装置の撮像空間の任意の横断面で撮像対象の画像が中央処理装置によって行ごとに再構成される。この再構成処理では、表示もしくは印刷する画像を提供するために、各受信コイルの感度プロファイルの逆行列と、記録されたMRデータ信号を組み合わせている。
【００２０】
本発明の方法では、均一な水ファントムを用いてコイルアレイの各受信コイルの感度プロファイルを取得し、キャリブレーションを行う事が望ましい。ここで均一な水ファントムは磁気共鳴イメージング装置の撮像空間に設置するものとする。そして磁気共鳴イメージング装置の撮像空間内を横切る設定された撮像断面で、RFボディコイルと各RF受信コイルを用いて均一な水ファントムから得られる磁気共鳴データを取得する。この磁気共鳴データは磁気共鳴イメージング装置のメモリ上に保存される。次に各受信コイルから得られる水ファントム画像の複素数データとRFボディコイルから得られる水ファントム画像の複素数データの、各点ごとの比率が、中央処理装置によって計算されてメモリに保存される。
【００２１】
本発明の好適な実施例では、撮像対象物は磁気共鳴イメージング装置の撮像空間内にある。撮像断面からの磁気共鳴データは各RF受信コイルで取得されてメモリに保存される。そして各受信コイルが撮像断面から取得した磁気共鳴データと水ファントムから得られた磁気共鳴データの各点での比率が計算され、撮像断面の各点における倍率が求められる。この倍率は、最初に倍率を求めるのに用いた断面と同じ撮像断面における、各RF受信コイルの点ごとの重み付けされた感度プロファイルを作成するのに利用される。
【００２２】
本発明のもう一つの実施例として、各受信コイルによる信号受信の各点ごとの時間差を決定する手段の提供がある。この情報は感度プロファイル行列の逆行列の中にある感度情報と組み合わせられ、各受信コイルの、位相補償と重み付けされた各点での逆感度プロファイル行列を提供するのに用いられる。
さらに、本発明は前述の各方法を実現するための装置を提供する。本発明は撮像対象の磁気共鳴画像を生成するための装置も含む。ただし画像は隣接した複数の行画像の集まりとして生成される。より具体的には、この装置は画像撮像空間を含めた磁気共鳴イメージング装置、あらかじめプログラムされた中央処理装置、記憶装置、前記の撮像空間を囲むボディコイル、前記の撮像空間付近に配置されたラジオ波受信コイルの多次元アレイ、そして表示装置から構成される。多次元アレイ中のそれぞれの受信コイルは2次元感度プロファイルに関連づけられる。あらかじめプログラムされた中央処理装置は各感度プロファイルを計算し、これを記憶装置に格納するように構成されているが望ましい。
【００２３】
受信装置は撮像空間内に置かれた撮像対象物から複数の磁気共鳴信号を同時に取得し、これを記憶装置へ転送するように構成されている。さらに、中央処理装置は撮像対象を横切る選択平面から取得された画像を1行ずつ再構成処理して表示装置に表示するよう構成されている。
これは受信コイルの感度プロファイル行列の逆行列と、受信コイルから取得された信号データの行列の積を取り、得られた積を表示装置に表示することによって実現される。
【００２４】
他の実施例では、磁気共鳴イメージング装置は、前記ボディコイルを用いて画像空間を横切る各撮像平面から均一なファントムの磁気共鳴データを取得し、記憶装置に転送するように構成されている。同様に磁気共鳴イメージング装置は前記各受信コイルから各撮像平面で均一な水ファントムの磁気共鳴信号を取得し、記憶装置に転送するように構成されている。また、中央処理装置は、各受信コイルとボディコイルから得られた水ファントムの磁気共鳴データの、各点ごとの信号強度の比率を計算して記憶装置に転送するように構成されている。画像の各行を構成する点は、表示装置に表示される前に、信号強度の比率に基づいて中央処理装置で補正することもできる。
【００２５】
さらにもう一つの実施例では、磁気共鳴イメージング装置は各受信コイルによって撮像対象物からの磁気共鳴データを受信して記憶装置に転送するように構成されている。この場合、中央演算装置は、受信コイルによって得られる、均一な水ファントムからの磁気共鳴信号データに対する撮像対象物からの磁気共鳴データの、各点における信号強度比を計算して記憶装置に転送するよう構成されている。この比率は各点の倍率となる。中央処理装置は画像表示前に対応する倍率の情報によって各行画像の構成点を補正するようになっている。
【００２６】
最後にもう一つの本発明の実施例として、各受信コイルが信号を受信する際の、各点ごとの時間差を計測して記憶装置に記録するために、単一の、または複数の位相検出装置が提供される。この代替方法では、中央処理装置は、表示装置に行画像ごとに表示する前に、各点ごとの信号受信の時間差と前記表面コイルの感度プロファイルの積を計算するように構成されている。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２７】
本発明におけるこれらの、またそれ以外の特徴、対象、そして優位性については、専門家であれば、本発明の好適な実施例についての以下の詳しい記述を図表とともに読むことによって理解されるであろう。
上で一般化して述べたように、本発明はMRIの中で実装される。画像空間を符号化するための、受信コイルの2次元感度マップを用いた並列（パラレル）信号取得装置及び方法が提供される。ここで受信コイルは、磁気共鳴イメージング装置の中の撮像空間周辺の任意の位置に設置されたコイルアレイ内に配置される。出願者はここにUS. Provisional Patent Application Serial No. 60/135,645の内容を参照し、本出願に組み込むものとする。
【００２８】
しかしながら、本発明はより一般化されたＲＦコイルの配置を可能にし、撮像空間のあらゆる平面での画像取得に用いることができる。
さらに、本発明は受信コイルアレイで用いられるコイルの数の変化による、撮像速度のオーダーの変化を実証する。これに加え、均一な水ファントムなどから取得される既存の感度マップモデルを用いてRF受信コイルの2次元感度プロファイルを容易に計算できる方法を提供する。
【００２９】
それ故、この発明における装置及び方法は、あらゆるパルスシーケンスで用いることができ、非常に柔軟性がある。実際、新装置と新方法は高速スピンエコーシーケンスが必要とされる心臓イメージングへの応用に特に適していると予想されている。
図表、特に図1と図1Aで、本発明は磁気共鳴イメージングシステムを提供することを示している。本システムは静磁場B0上に空間エンコード傾斜磁場を生じさせる複数の傾斜磁場コイルを含んでいる。ここで、観察しようとする物体を入れる空間はこの静磁場内にある。さらに、撮像空間付近に囲むようにRF受信コイルアレイが配置される。
【００３０】
特に、一般的には2に示されるような磁気共鳴イメージングシステムは、強力で実質的に均一な静磁場を発生させるために4の一対のヘルムホルツコイルを含むであろう。この静磁場は6の撮像空間に、直線8で示されるz軸方向に存在する。物体、あるいは撮像対象（ここでは示していない）はNMR原理に基づく検査をするために10の円筒内にある撮像空間に置かれる。撮像対象は直線8で示されるz軸上、コイル12の内部に置かれる。コイル12は検査システムの内部に置かれた撮像対象内にRF場を発生させるために使用される。
【００３１】
これらのRF場は、静磁場内において、非検査物内に存在する水素のような特定の元素の核の磁気共鳴を引き起こす。
コイル対4によって作られる静磁場B0の方向は図1では矢印で示されている。電流はRFコイル12上に流される。電流の方向は、コイル12のRF電流が変化する周期の半分の周期で切り替わる。これはにB0比べて弱い、直交する磁場を発生させる。静磁場B0の磁束密度は通常テスラのオーダーである。
【００３２】
撮像対象が分析や検査のためにシステム内にある間は、静磁場B0は定数である。RFによる直交磁場は、水素原子の中でもプロトン（あるいは磁気共鳴現象が生じる他の種類の原子核）に影響し、撮像対象全体の磁化の歳差運動が生じるのに充分な時間だけ発生させる。撮像対象物内の原子核に関係する磁場の合計はラーモア周波数として現れる。ラーモア周波数は原子核の位置における磁場強度に直接比例する。これはNMR信号として検出され、画像の再構成のための情報を提供する。
【００３３】
MRIシステムでは、空間エンコード傾斜磁場を発生させるために様々な傾斜磁場コイル（ここでは図示されていない）が必要となる。空間エンコード傾斜磁場は、検査しようとする撮像対象内の領域に存在する静磁場上に印加される。傾斜磁場コイル装置は通常、円筒10のような円筒の外側に配置される。円筒は傾斜磁場コイルを支持する構造物として使われる。傾斜磁場コイルは、通常、直交するx，y，z方向のあらゆる方向に傾斜磁場を発生させることができる。通常、直線8の方向はz方向あるいはz軸として設計され、座標系のx軸及びy軸はｚ軸に直交し、またお互いが直交するように設定される。
【００３４】
典型的なz傾斜磁場コイルの構成はU.S. Pat. No. 4,468,622に説明されており、この特許を参照することにより本出願に組み込まれる。典型的な直交（xまたはy）傾斜磁場コイルはU.S. No. 4,486,711に説明されており、この特許を参照することにより本出願に組み込まれる。
図1において、システムは中央処理装置20、記憶装置30、表示装置を含む。尚、中央処理装置は中央演算処理装置（CPU）でよい。
【００３５】
本発明はRF受信コイルのアレイ14が撮像空間（図 1A参照）を囲む（あるいは部分的に囲む）ことも想定している。図1Aは、本発明の好適な実施例における撮像範囲とRF受信コイルアレイの位置関係の概略を説明したものである。コイルの向きはコイルに直交するベクトルによって記述される。これらのRF受信コイル14は、システムに要求されるキャリブレーションと、信号雑音比への深刻な逆効果を招くことなくパラレル磁気共鳴データ取得とパラレル画像再構成の速度を向上させるために必要な入力情報を提供する。簡潔に言えば、本発明におけるパラレル・イメージングのコンセプトは、画像に関する独立した情報を提供する複数の受信コイルに基づいている。
【００３６】
図2は本発明の方法の基本的な手順を示した流れ図である。この図から、前述したような装置について考慮していることが見て取れる。この装置では、CPUが受信コイルアレイの様々なコイルから並列に受信される信号に対する様々な演算を行い、画像を表示装置へ出力するように、あらかじめプログラムされている。ここでの演算は、以下の通りである：（１）受信コイルアレイの各コイルの2次元感度プロファイルの計算；（２）計算された各コイルの感度プロファイル行列の記憶装置への保存；（３）撮像空間を横切る平面から取得された画像の再構成。ここで再構成は、演算と画面への転送を、行ごとに平行して行い、画像全体を表示する。
【００３７】
本方法の基本原理は上で触れた。具体的には、2次元感度プロファイルWk（x,y）を持つ受信コイルで受信されたMR信号は、T2減衰を無視すれば以下のように記述される：
【００３８】
【数５】
2003500138.tif 000005
【００３９】
ここでρ（x,y）はプロトン密度関数、Gxはx方向に印加されるリードアウト傾斜磁場強度、Ggy
はg番目の信号取得で印加される位相エンコード傾斜磁場、x,yはそれぞれx及びy方向の座標を示し、τは位相エンコード傾斜磁場Gyパルス幅を示す。
【００４０】
一般的な信号の連続取得による撮像シーケンスでは、位相エンコード傾斜磁場は常に一方向に一定であり、位相エンコードは直交する方向に適用される。また、一つの受信コイルのみがρ（x,y）を再構成するために用いられる。このために、目的の画像解像度を実現するk空間全領域をカバーするように位相エンコード傾斜磁場Gyを変化させることになる。すなわちGyの各Ggyについて、エコーが取得される。このことが信号の連続取得による撮像が時間を要する原因となっている。しかし本方法では、ρ（x,y）の解析に必要な信号取得の回数を減らすために、複数の受信コイルの感度プロファイルを用いる。式（１）で、位相エンコード傾斜磁場Ggyを印加したとして、x方向にフーリエ変換を取ることにより、
【００４１】
【数６】
2003500138.tif 000006
を得る。これは位相変調された、感度による重み付き画像のx軸への射影である。式（２）の各量を離散化するため、2次元の直交空間基底関数Ω（x,y）が用いられる。空間サンプリングのサンプル区間を一定値Δsとし、次のように変数が変化するものとする。
【００４２】
【数７】
2003500138.tif 000007
【００４３】
このとき、Ω（x,y）について展開すると、
【００４４】
【数８】
2003500138.tif 000008
Δsを除き、式を簡略化すると、
【００４５】
【数９】
2003500138.tif 000009
【００４６】
この式は画像の水平方向の各mでの位置について以下のような行列式として表現できる。
【００４７】
【数１０】
2003500138.tif 000010
【００４８】
ここでfは実験で用いる位相エンコードのステップ数であり、
【００４９】
【数１１】
2003500138.tif 000011
はy方向の全ての位置pと全ての位相エンコード傾斜磁場Ggyについて変化する。式(6)は次のような、より簡潔な形にすることができる。
【００５０】
【数１２】
2003500138.tif 000012
【００５１】
ここで、［Sk（Ggy,m）］は(K×N)行列を表し、Kはコイルアレイ中のコイル数kと位相エンコード数fの積である。ただし fは全てのコイルを組み合わせて取得されたエコー数に等しい。Mは1つのエコー取得の間のサンプル数で、x方向の画素数に等しい。正方形のマトリクスでは、MはNに等しくなる。 
マトリクス［Am（k,y）］＝［Wk（m,n）eiγ（Gyg(n)τ）］は(K×M×N)の3次元行列で、［ρ（m,n）］は画像サイズ(M×N)を表す。仮に行列のインデックスmがmjで一定であるとすると、［Amj］は(K×N)となる。それ故、画像［ρ（m,n）］を再構成するためには、［Amj（k,y）］の逆行列をx方向の全てmjについて計算することになる。この計算によって列ごとの再構成画像が得られる。Kの選択で再構成の際の画質が決まる。実際上はKを増加させることによって行列［Amj（k,y）］のランクが増え、結果的に疑似逆行列を好条件で得ることができる。式10は図 3において図式的に示されている。
【００５２】
図3はパラレル再構成処理のスキームを図式的に示している。左側の行列は再構成を行うk空間データの1次元DFTであり、中央の行列は3次元の感度行列で、本文ではAと表す。右側の行列は再構成される画像を示す。
さらに、本方法をより明確に説明するため、上記の概念をより単純化したものを図4に基づいて説明する。図 4を参照すると、3つのコイルでそれぞれ取得される信号のフーリエ変換は、位相変調された画像をそれぞれW１（i,j）、W２（i,j）、W３（i,j）で重み付けしたものを、x軸へ射影したものとなる。
【００５３】
画像サイズを図4のように3×3と仮定し、各画素の輝度値をr（i,j）で表すものとする。ここでiは行番号であり、jは列番号である。ここでの目的は、画像の全ての画素についてr（i,j）の値を再構成して決定することである。さらに、図4に示されているように、3つのコイル1，2，3は画像の周囲を囲むようにアレイになっているものとし、画像取得に用いられるものとする。これらのコイルはそれぞれW１（i,j）、W２（i,j）、W３（i,j）で示された感度プロファイルを持つ（図4A-4C参照）。
【００５４】
コイルの感度プロファイルは、各画素での輝度値がI（i,j）となる水ファントムを撮像空間に置き、Wb（i,j）＝１の感度プロファイルを持つボディコイルを用いて、撮像用パルスシーケンスによって得られる均一な画像を元に決定される。再構成画像はrb（i,j）＝I（i,j）の画素輝度値を持つ。次に図 4に示された、それぞれ感度プロファイルが［W１（i,j）］、［W２（i,j）］、［W３（i,j）］である３つのコイルを用いて3つの画像を取得する。ここで各画像の画素輝度値はそれぞれ［I（i,j）・W1（i,j）］、［I（i,j）・W２（i,j）］、［I（i,j）・W３（i,j）］となる。アレイの3つのコイルの画像をRFボディコイルで得られた画像で割って各点ごとの輝度値の比率をとることにより、感度プロファイルW１（i,j）、W２（i,j）、W３（i,j）を得る。
【００５５】
この後で、均一な水ファントムを撮像しようとしている撮像対象物に置き換える。この対象物は図4で示したようにr（i,j）の画素輝度値を持つ。コイルkで受信されるMR信号は、
【００５６】
【数１３】
2003500138.tif 000013
と表現できる。ここでGxとGyはx方向、y方向に印加される傾斜磁場を表している。この式に対して、x方向にフーリエ変換を行うことにより、次式を得る。
【００５７】
【数１４】
2003500138.tif 000014
【００５８】
これは感度プロファイルWk（i,j）で重み付けされた画像r（x,y）を位相変調し、x軸上へ射影したものである。x方向位置をインデックスi，y方向位置をインデックスjで離散化することにより、次式を得る。
【００５９】
【数１５】
2003500138.tif 000015
【００６０】
この式により、コイル1では、
【００６１】
【数１６】
2003500138.tif 000016
【００６２】
コイル2では
【００６３】
【数１７】
2003500138.tif 000017
【００６４】
そしてコイル3では
【００６５】
【数１８】
2003500138.tif 000018
となる。これらの式は変調された画像のx軸への射影を表す。これらはまたx方向の全ての位置iにおいて未知の変数［r（i,1）,r（i,2）,r（i,3）］を持つ3つの線形方程式でもある。ここでの目的は画像のx方向の位置iでの列［r（i,1）,r（i,2）,r（i,3）］で示される画素輝度値のベクトルを解く事であることを思い出せば、x方向の各位置iについて以下の式が導かれるであろう。
【００６６】
【数１９】
2003500138.tif 000019
【００６７】
続いてベクトル
【００６８】
【数２０】
2003500138.tif 000020
を解くために、行列
【００６９】
【数２１】
2003500138.tif 000021
の逆行列を取り、これをベクトル
【００７０】
【数２２】
2003500138.tif 000022
との積をとる。結果的に、
【００７１】
【数２３】
2003500138.tif 000023
を得る。従って、画像は列ごとに並行して再構成されることになる。
【００７２】
上で述べたように、本発明における方法はRF受信コイルの感度プロファイルに基づいてMRデータを符号化している。上の単純化された例のように、最初に画像全領域に渡って均一な感度プロファイルを持つRFコイルを用いて均一な水ファントムの基準画像を取得し、各受信コイルの感度プロファイルを計算することができる。この基準画像をI（x,y）と表記する。続いて同じ水ファントムの画像を受信コイルを用いて取得する。k番目の受信コイルから取得された画像はI（x,y）・Wk（x,y）で示される。ここでWk（x,y）は表面コイルの感度プロファイルを表す。
【００７３】
そして画像上の各点における2つの画像の輝度値の比率を取ることによって、感度プロファイルWk（x,y）を得る。しかしながら受信コイルの感度プロファイルは、撮像対象物の性状にも依存することに留意しておく必要がある。
本発明では、これらのプロファイルによって生じる変化は、定数倍率として表される。従って、任意の撮像対象物の実際の感度プロファイルを求めるため、前述の推定法が用いられることになる。そして感度プロファイルと感度プロファイルの比較（比率）が計算される。ここでは均一な水ファントムを用いることによって倍率を求める。均一な水ファントムから計算される感度プロファイルに求めた倍率を掛け、結果をエンコーディングの際に使用する。この方法は感度プロファイルが撮像範囲を最大限に網羅するようにするために用いられる。感度プロファイルを計算する他の方法も過去の文献に示されてきた。しかしながらここに図示しながら述べてきた方法は、我々の再構成方法に特に適している。というのも、本方法が計算時間を要せず、本質的にリアルタイム（実時間）での計算が可能であるからである。
【００７４】
画像に含まれる全ての周波数成分を適切に含めるため、逆行列を求める際に用いる位相エンコードの値は、感度プロファイル中に含まれる周波数成分に基づいて決めるべきである。多くの場合、RFコイルの感度プロファイルは低周波数成分を持つ。高周波数の位相エンコードは場合に応じて用いられるべきである。すなわち、本技術を習熟することによって最適な再構成のための適切なk空間の行を選ぶことができる。
【００７５】
適用例
1.5T GE SIGNA 臨床用MRIシステム上で、5.4のハードウェア及びソフトウェア設定において実験を行った。これらの実験の目的は本方法の性能を試験するためである。実験では、画像解像度を256×256画素に設定した。単一ショットで動的な画像更新を得るために、16エコーのRAREシーケンスをTR=2秒、1ショットあたりTE=30msにて用いた。
【００７６】
ここで述べた方法を評価するために、シミュレーションを行った。
1つのケースとして、まず頭部コイルを用いて脳の均一なMRデータを取得した。それからさらに、均一な水ファントムのMRデータを2セット取得した。2セットのうち1つは頭部コイルを使用し、もう一方は表面コイルを使用して取得した。受信コイルの感度プロファイルは頭部コイルを使用して取得した水ファントム画像に対する、表面コイルを使用して取得した水ファントム画像の、各点ごとの比率をとることによって計算した。その後、撮像対象の周囲に、隣同士が2π/16の角度の間隔になるように配置されたRF受信コイルの感度プロファイルを計算した。次に、異なる位置に置かれた表面コイルから得られる、近似的に感度によって重み付けされた画像を得るために、各点ごとに、計算された感度プロファイルと脳画像データの各点ごとの積を取った。これらの画像は図5に示す。
【００７７】
図5は、同じ感度プロファイルを持つコイルを、頭部の周囲の16の異なる位置に置いた場合に取得される画像のシミュレーションを示している。
それから感度による重み付けをした画像を、k空間データを得るために2次元フーリエ変換した。続いてk空間上の16の行データをそれぞれの行列から取り出し、これらのデータを用いて我々の方法で頭部画像の再構成を行った。前述したように、k空間上の行の選択は画像の解像度に影響する。図6はk空間上の異なる行を使用して再構成のシミュレーションを行った際の結果を示している。左から右へ、それぞれ1、5、10、16行ごとの行データを取り出して画像を再構成した。
【００７８】
図6では異なるk空間データを用いて取得された4つの異なる画像である。左側の画像はk空間のk=-7からk=8までの16行の行データを用いて再構成されたものである。左から2番目の画像はk=-39からk=40まで、5行ごとに取得した行データで再構成されている。左から3番目の画像はｋ=-79からk=80まで10行ごとに取得したデータで再構成されている。
そして最後の右側の画像は、k=-127からk=128まで16行ごと、計16 行の行データを用いて再構成されたものを示している。左からの3番目の画像が、ここで示した4つの画像の中で最も良い結果となっていることが観察できる。さらに、再構成前に、より大きな間隔を空けて行データを取得した場合はある程度の画質劣化が観察される。要求される画質を満たす、k空間の行データの最適な選択を見つけることができる。
【００７９】
もう一つの実験では、ヒトの頭部の基準データを頭部コイルにて取得した。その後、ヒトの頭部から、受信コイルの位置を変えながら16のデータセットを取得した。これらのデータセットを基準画像と組み合わせて、異なる位置に置いたコイルの感度プロファイルを計算するのに用いた。この計算では前述のように各点ごとの輝度値の比を用いている。これらの感度プロファイルは各コイルで得られるk空間のうち16行の行データのみを用いて画像を再構成するのに使用された。これらの実験の結果を図7Aと7B及び図 8Aと8Bに示す。7Aと7Bは実験結果を図示している。左側の図（図7B）はRAREシーケンスにて取得したGE社製画質評価用ファントムの画像で、右側（図7A）は本発明で示した方法により16倍速にて取得した同じ画像である。
【００８０】
図8Aと8Bは実験結果を図示したものである。左側の図（図8B）はRAREシーケンスにて取得した脳画像であり、右側の図（図8A）は同じ画像を本発明での方法を用いて16倍速で取得したものである。
つまり、パラレル・イメージング及び再構成法はMRIにおける撮像速度を大幅に向上させるために設計され、実装されてきたことが分かる。この技術はMRIデータの符号化及び再構成処理を同時並列的に行うために、撮像空間を囲むように配置された受信コイルのアレイからから得られる2次元感度プロファイルを使用する。従って、撮像時間はアレイ上に存在する受信コイルの数に比例して短縮される。さらにこの技術はあらゆる撮像シーケンスに適応でき、またあらゆる撮像平面にて用いることができるので、臨床において非常に実用的である。また、RF受信コイルは、撮像範囲の周囲に任意に配置可能である。このことは、より多くのRFコイルをアレイ上に配置することを可能にし、ひいては撮像速度の向上を可能にする。とはいえ、コイルの大きさと信号の到達深度、感度領域はトレードオフであり、最良の結果を得るための最適なコイル数は計算可能である。
【００８１】
そして、多くのパラレル・イメージングの枠組みでは、RF受信コイルのデカップリングが撮像前に必須の手順となっている。しかし本発明では、コイル間のカップリングの情報は再構成処理のアルゴリズムに組み込まれている。これにより、容易に多数のコイルを含むアレイを設計し、使用することができる。
前述の議論では、それぞれの受信コイルの感度プロファイルがコイルの負荷に依存せずに決定することを提案してきた。これは水ファントムの撮像によって計算される感度プロファイルを外挿することによって、他の撮像対象物から取得されたMRデータを符号化するのに用いることができるようになるということである。現実には、コイルへの負荷の違いがコイル要素の感度プロファイルに影響を及ぼす。従って、実用的な画像の生成においては、撮像される物体の違いによって感度プロファイルを動的に修正する方法が必要となる。
【００８２】
本発明の現状での好適な実施例についての記述は、方法を説明するためのもで、適用例を限定するためのものではない。本発明の最も広い解釈範囲の中で生み出される様々な代替法や変更、派生法、修正及びこれに類するものは、この仕様書で得られる知識及び記述に含まれることが専門家によって理解される。例えば、受信コイルのアレイは、ボディコイルを不要とするようなRF信号の発生に用いることもできるかもしれない。従って、本発明の範囲、内容、制約は、請求項によってのみ決定される。
【図面の簡単な説明】
【００８３】
【図１】本発明における磁気共鳴イメージング装置の説明図である。
【図1A】本発明におけるRF受信コイルアレイの配置の概略の説明図である。コイルアレイは 図 1の磁気共鳴イメージング装置の撮像空間を、少なくとも部分的に囲むように配置されている。
【図２】本方法の各ステップとそれぞれの関係を説明したフローチャートである。
【図３】本発明におけるMRIの信号取得と画像再構成処理の概略図である。
【図４】本発明における典型的な1次元の場合の信号取得と画像再構成処理の概略図である。
【図4A】W1（i,j）で記述される感度プロファイルの概略図である。
【図4B】W２（i,j）で記述される感度プロファイルの概略図である。
【図4C】W３（i,j）で記述される感度プロファイルの概略図である。
【図５】同じ感度プロファイルを持つコイルを、脳周辺の16の異なる場所に置いた場合に取得されるシミュレーション画像である。
【図６】k空間の異なる行を用いて画像再構成をシミュレーションした結果を示している。
【図7A】ボディコイルを用いて16倍速でGE社製画質検証用ファントムを撮像して得られた256×256pixelの再構成画像である。
【図7B】複数の受信コイルを用いて16倍速でGE社製画質検証用ファントムを撮像して得られた256×256pixelの再構成画像である。
【図8A】図7Aと同様の方法で得られた脳の再構成画像である。
【図8B】図7Bと同様の方法で得られた脳の再構成画像である。
【手続補正２】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】全図
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図２】
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【図１】
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【図１Ａ】
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【図３】
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【図４】
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【図４Ａ】
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【図４Ｂ】
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【図４Ｃ】
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【図５】
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【図６】
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【図７Ａ】
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【図７Ｂ】
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【図８Ａ】
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【図８Ｂ】
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