(57)【要約】【課題】一般級数並列映像法という磁気共鳴映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法及びその記録媒体を提供すること。【解決手段】一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法は、所定の限定された低周波帯（Ｌｏｗ  Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）を選ぶステップと、全ての周波数帯のうちの限定された低周波帯のみをナイキスト（Ｎｙｑｕｉｓｔ）基準より低い頻度でサンプリングすることにより磁気共鳴データを獲得するステップとを含む。【選択図】図４
2008307357.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
所定の限定された低周波帯（Ｌｏｗ  Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）を選ぶステップと、
前記所定の限定された低周波帯のみをナイキスト（Ｎｙｑｕｉｓｔ）基準より低い頻度でサンプリングすることにより磁気共鳴データを獲得するステップと、
を含む、一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法。
【請求項２】
前記ナイキスト（Ｎｙｑｕｉｓｔ）基準より低い頻度でサンプリングする方法は、スペースリップ（Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ  Ｐｒｏｆｉｌｅｓ  Ｆｒｏｍ  ａｎ  Ａｒｒａｙ  ｏｆ  Ｃｏｉｌｓ  ｆｏｒ  Ｅｎｃｏｄｉｎｇ  ａｎｄ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  ｉｎ  Ｐａｒａｌｌｅｌ；ＳＰＡＣＥ  ＲＩＰ）のサンプリング方法である、請求項１に記載の一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法。
【請求項３】
前記磁気共鳴データを一般級数映像法の再構成方法により再構成して、中間磁気共鳴映像を生成するステップと、
前記中間磁気共鳴映像を並列磁気共鳴映像法の再構成方法により再構成して、前記磁気共鳴データの再構成された最終磁気共鳴映像を生成するステップと、
をさらに含む、請求項１に記載の一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法。
【請求項４】
前記一般級数映像法の再構成方法に正規化（Ｒｅｇｕｌａｒｉｚａｔｉｏｎ）法を付加することにより、前記中間磁気共鳴映像を生成する、請求項３に記載の一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法。
【請求項５】
前記並列磁気共鳴映像法の再構成方法に正規化法を付加することにより、前記最終磁気共鳴映像を生成する、請求項３に記載の一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法。
【請求項６】
前記並列磁気共鳴映像法の再構成方法は、
スペースリップの再構成方法である、請求項３に記載の一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法。
【請求項７】
所定の限定された低周波帯を選ぶステップと、前記所定の限定された低周波帯のみをナイキスト基準より低い頻度でサンプリングすることにより磁気共鳴データを獲得するステップとを含む、一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法をコンピュータで実行させるためのプログラムを記録したコンピュータ読み出し可能な記録媒体。
【請求項８】
前記ナイキスト基準より低い頻度でサンプリングする方法は、スペースリップのサンプリング方法である、請求項７に記載の記録媒体。
【請求項９】
前期一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法は前記磁気共鳴データを一般級数映像法の再構成方法により再構成して、中間磁気共鳴映像を生成するステップ、及び前記中間磁気共鳴映像を並列磁気共鳴映像法の再構成方法により再構成して、前記磁気共鳴データの再構成された最終磁気共鳴映像として生成するステップをさらに含む、請求項７に記載の記録媒体。
【請求項１０】
前記一般級数映像法の再構成方法に正規化法を付加することにより、前記最終磁気共鳴映像を生成する、請求項９に記載の記録媒体。
【請求項１１】
前記並列磁気共鳴映像法の再構成方法に正規化法を付加することにより、前記最終磁気共鳴映像を生成する、請求項９に記載の記録媒体。
【請求項１２】
前記並列磁気共鳴映像法の再構成方法は、スペースリップの再構成方法である、請求項９に記載の記録媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、人体を構成する物質の磁気的性質を測定してコンピュータにて再構成・映像化する磁気共鳴映像（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ、以下、ＭＲＩともいう）技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴映像技術において、疾患の種類に対応する多様な人体組織の生理学的情報と、これにより変化する水分子の磁気共鳴学的性質を観察し得る磁気共鳴映像測定方法が新たに開発され続けている。また同時に磁気共鳴映像機器のシステム性能が徐々に向上している。
【０００３】
機能磁気共鳴映像（ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ、ｆＭＲＩ）というのは、脳が視覚、聴覚、あるいは動きなどの刺激を受けるとき、時間の経過に応じて脳のどの部分が活性化されるのかを把握するための映像化技術であり、高い時間解像度を有した磁気共鳴映像法を必要とする。
【０００４】
このような機能磁気共鳴映像を得るための従来の映像法として、高い時間解像度を有するＥＰＩ（Ｅｃｈｏ  Ｐｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｉｎｇ）方法が多く使用されてきた。
【０００５】
ＥＰＩ方法は、機能磁気共鳴映像の大きさが６４×６４のときによく適用され、その以上の大きさに対しては信号対雑音比（ＳＮＲ）が低下するから使用し難い。その上、ＥＰＩ方法は、他の従来の磁気共鳴映像法（一般級数映像法、並列磁気共鳴映像法）とは異なり、映像は速く得るが、幽霊人工物（ｇｈｏｓｔ  ａｒｔｉｆａｃｔ）又は幾何学的歪み（ｇｅｏｍｅｔｒｉｃ  ｄｉｓｔｏｒｔｉｏｎ）が発生するという短所がある。
【０００６】
また、従来あるいは現在、一部の病院や研究所では、１．５Ｔ（テスラ：Ｔｅｓｌａ）、あるいは３．０Ｔ（テスラ：Ｔｅｓｌａ）強度の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）装置を主に用いており、機能磁気共鳴映像（ｆＭＲＩ）も、この程度の磁場強度で採用されている。しかしながら、近来、磁気共鳴映像装置がより高い磁場に発展するにつれて、最近では、７．０Ｔ（Ｔｅｓｌａ）という超高磁場システムも世界的にインストールが進められているのが現状である。このような超高磁場システムでは、前で列挙した問題点を抱いているＥＰＩ方法を利用した機能磁気共鳴映像撮影はできないと予想される。したがって、ＥＰＩ方法とは異なる従来の磁気共鳴映像をより迅速に撮ることが求められる。
【０００７】
以下、ＥＰＩ方法よりも一般的に用いられる従来の磁気共鳴映像法（一般級数映像法、並列磁気共鳴映像法）を、図面を参照して説明する。
【０００８】
図１は、従来の一般級数映像法のサンプリング方法を説明するための図である。
【０００９】
一般級数（Ｇｅｎｅｒａｌｉｚｅｄ  Ｓｅｒｉｅｓ，ＧＳ）映像法のサンプリング方法は、高い時間的解像度が要求される磁気共鳴映像を獲得するときに主に用いられる方法であって、隣接のフレームにある映像が互いに似ているという事実を利用して映像獲得時間を短縮させる方法である（非特許文献１参照）。
【００１０】
図１の左側図は、磁気共鳴データをｋ−空間全体領域に対してナイキスト（Ｎｙｑｕｉｓｔ）頻度でサンプリングして獲得するケースにおける従来の磁気共鳴映像法のサンプリング方式を示したものである。他方、図１の右側図は、磁気共鳴データをｋ−空間の全体領域のうちの中央部分の低周波領域に対してのみ限定的にナイキスト頻度でサンプリングして獲得するケースにおける一般級数映像法のサンプリング方式を示したものである。ここで、ナイキスト頻度とは、元の信号周波数帯幅の２倍以上のサンプリング周波数でサンプリングしなければ本来の信号を復旧できないということから得られる最小のサンプリング周波数をいう。
【００１１】
図１の右側図では、図１の左側図に比べてデータ獲得時間が２倍以上速いケースを示したが、実際にユーザが設定するサンプリング数の値によって、データ獲得時間がさらに短くすることもできる。
【００１２】
このような一般級数映像法のサンプリング方式では、低周波成分に対してのみサンプリングを行ったので、映像の高周波成分が損失したとみられるが、初回の一回のみ獲得する従来の映像法のサンプリング方式により得られた基準（ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ）映像により、高周波成分は補償されることができる。一般級数映像法のサンプリング方式では、動的磁気共鳴映像（ｄｙｎａｍｉｃ  ＭＲＩ、ｄＭＲＩ）の獲得時に隣接のフレームにある映像らは互いに似ているという事実を利用して映像獲得時間を短縮する。
【００１３】
このような一般給数映像法のサンプリング方法では、以下の数１のように、一般的にはイメージＩＧＳを関数とし、これを線形で組み合わせて表現する。最終的には再構成したい映像はこのＩＧＳとなる。
【００１４】
【数１】
2008307357.tif 000003
【００１５】
ここで、φｎ（ｘ）は基底関数（Ｂａｓｉｓ  ｆｕｎｃｔｉｏｎ）である。
【００１６】
数１について、以下の数２の複素数サイン級数を使用して表現することも可能である。
【００１７】
【数２】
2008307357.tif 000004
2008307357.tif 000005
【００１８】
ここで、Ｉｒ（ｘ）は、従来の映像法により得られた基準映像を表す。したがって、ｃｎのみ求めれば、所望のイメージを求めることができるが、これは、数３のようなフーリエ変換関係を満たす条件により決定され得る。
【００１９】
【数３】
2008307357.tif 000006
【００２０】
ここで、ｄｃ（ｍ）はＩｒ（ｘ）のフーリエ変換の結果を示し、ｄｑ（ｍ）は、一般級数映像法のサンプリング方式により得られた映像のフーリエ変換の結果を示したものである。
【００２１】
このように、一般級数映像法のサンプリング方法は、ｋ−空間全体領域のうち、低周波領域においてＭ個のラインのみをサンプリングして映像獲得時間を短縮させる方法である。上記説明は、一次元信号に対する一般級数映像法のサンプリング方式について説明したが、これを二次元に拡張して適用可能なことはいうまでもない。
【００２２】
図２は、従来の並列磁気共鳴映像法のサンプリング方法を説明するための図である。
【００２３】
図２（ａ）は、並列磁気共鳴映像法の一つであるＳＥＮＳＥ（ＳＥＮＳｉｔｉｖｉｔｙ  Ｅｎｃｏｄｉｎｇ）のサンプリング方法を示す図である。ＳＥＮＳＥは、後記非特許文献２の中で詳細に説明されている。
【００２４】
図２（ｂ）には、図２（ａ）のＳＥＮＳＥのサンプリング方法により獲得された磁気共鳴データをフーリエ変換して再構成した最終磁気共鳴映像が示されている。
【００２５】
図２（ａ）の左側図には、磁気共鳴データをｋ−空間全体領域に対してナイキストサンプリング間隔で獲得するケースにおける従来の映像法のサンプリング方法が示され、図２（ａ）の右側図には、ｋ−空間全体領域に対してナイキストサンプリング間隔より２倍大きい間隔で獲得するケースにおける並列磁気共鳴映像法のサンプリング方法が示されている。このような方法により、データ獲得時間は、既存の場合よりも２倍速くなるはずである。このとき、Ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ  ｆａｃｔｏｒ（Ｒ）＝２とする。このように得られたデータにフーリエ変換を適用すれば、図２（ｂ）に示すように、再構成された最終の磁気共鳴映像が一回重なった形状（２−ｆｏｌｄ）で生成される。図２（ａ）の右側図では、図２（ａ）の左側図に比べてデータ獲得時間が２倍以上速いケースについて示した。しかしながら、実際にはユーザがナイキストサンプリング間隔より何倍広い間隔でデータを獲得するかによって、データ獲得時間がさらに短縮させることができる。
【００２６】
並列磁気共鳴映像法では、位相配列（ｐｈａｓｅｄ−ａｒｒａｙ）コイルなどの多チャンネルコイルを使用してデータが取得されるが、その場合、エイリアシング（ａｌｉａｓｉｎｇ）された映像がチャネル数分だけ得られるようになる。各チャネルは、自身の固有の特性を有している。これは、映像中、どの部分の明るさ（ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ）が他の部分より、より大きくなるかどうかということである。例えば、チャネル数が４の場合、各チャネル別の上、下、左側又は右側の部分が他の部分に比べて明るくなる。このことは、エイリアシング現象を除去するための付加情報として用いられる。
【００２７】
図２（ｂ）では、４チャネルコイルを使用して、人間の脳をナイキスト間隔の２（Ｒ＝２）倍にして得られた最終の磁気共鳴映像が示されている。図２（ｂ）から、同じ映像であってもチャネル別の明るさ分布が互いに異なることが分かる。
【００２８】
上記チャネル別の明るさ分布が異なる映像は、明るさ分布が均一な映像に明るさを表す成分が乗算されたものとしてモデリングすることが可能である。位置別の明るさがどの程度強いかを表したものをセンシティビティ（ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ）マップという。各チャネルの映像別にエイリアシングされた程度は、上記センシティビティ（ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ）に依存して現れる。ここでＲ＝２の場合は数４で表現できる。
【００２９】
【数４】
2008307357.tif 000007
【００３０】
ここで、Ｓｉｊは、ｉ番目のチャネルのｊ番目のエイリアシング項に入る映像のセンシティビティを表す。図２の場合は、Ｒ＝２であるから、ｊは１、２しかない。すなわち、ｊが１の場合のものが本来の信号となり、ｊが２の場合のものはエイリアシング項として機能する信号となる。同じ方式でＵｊはｊ番目のエイリアシング項に入る映像の信号値となり、ｖｉは、ｉ番目のチャネルのエイリアシングされた信号値となる。これは、数５のように簡潔に表すことができる。
【００３１】
【数５】
2008307357.tif 000008
【００３２】
ここで、Ｖは、実験から得られたデータを表す。仮にＳのみを所定のアルゴリズムを介して計算できるとすれば、Ｕは、数６のようなマトリックス方程式から導けることが分かる。
【００３３】
【数６】
2008307357.tif 000009
【００３４】
ここで、Ｓが上述のセンシティビティマップで表されるとすると、これは、従来の映像方法により得られた基準映像に適切な多項式を合わせた（ｐｏｌｙｎｏｍｉａｌ  ｆｉｔｔｉｎｇ）過程を適用して求めることができる。
【００３５】
上述の一般級数映像法と並列磁気共鳴映像法は、幽霊人工物や幾何学的歪みがないから超高磁場システムにも適用できる。ただし、これらでは、ＥＰＩ方法に比べて最終の磁気共鳴映像が得られる速度が極端に遅いという問題点がある。
【００３６】
図３は、従来の磁気共鳴映像の生成方法を説明するための図である。図３の方法は、Ｘｕによって提案された方法（後記の非特許文献３参照）である。
【００３７】
Ｘｕにより提案されるｋ−空間サンプリング方法では、ｋ−空間の中央部分は、ナイキスト頻度でＭ個のラインをサンプリングし、上記中央部分を除いた外側の部分は、ナイキスト頻度より少なくサンプリングする方法である。したがって、上記中央部分のみをナイキスト頻度でサンプリングするという点は、一般級数映像法の特徴点であり、上記外側の部分を少なくサンプリングするという点は、並列磁気共鳴映像法の特徴点ということになる。
【００３８】
図３の最左側図は、基準映像を得るときに用いるｋ−空間サンプリングの模式図である。ここでは、従来の磁気共鳴映像を獲得するときに用いられ、図３の右側図は、Ｘｕにより提案されたサンプリング方法を示したものである。
【００３９】
上記Ｘｕにより提案された方法は、一般級数映像法と並列磁気共鳴映像法とを結合し、再構成された映像の質をさらに高めることに焦点を合せている。これは、基本的に時間解像度をさらに向上させる方法ではない。したがって、それぞれの映像法（一般級数映像法、並列磁気共鳴映像法）を使用することより、再構成された映像の質は良くなるが、時間解像度は低下してしまう。
【００４０】
【非特許文献１】Ｚ−Ｐ．Ｌｉａｎｇ  ａｎｄ  Ｐ．Ｃ．  Ｌａｕｔｅｒｂｕｒ．Ａｎ  Ｅｆｆｉｃｉｅｎｔ  Ｍｅｔｈｏｄ  ｆｏｒ  Ｄｙｎａｍｉｃ  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ．ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ  １９９４；１３：６７７−６８６
【非特許文献２】Ｐｒｕｅｓｓｍａｎｎ  ＫＰ，Ｗｅｉｇｅｒ  Ｍ，Ｓｃｈｅｉｄｅｇｇｅｒ  ＭＢ，Ｂｏｅｓｉｇｅｒ  Ｐ．Ｓｅｎｓｅ：ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ  ｅｎｃｏｄｉｎｇ  ｆｏｒ  ｆａｓｔ  ＭＲＩ．Ｍａｇｎ  Ｒｅｓｏｎ  Ｍｅｄ  １９９９；４２：９５２−９６２
【非特許文献３】Ｘｕ  Ｄ，Ｙｉｎｇ  Ｌ，ａｎｄ  Ｌｉａｎｇ  ＺＰ．Ｐａｒａｌｌｅｌ  Ｇｅｎｅｒａｌｉｚｅｄ  Ｓｅｒｉｅｓ  ＭＲＩ：Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ  ａｎｄ  Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ  ｔｏ  Ｃａｎｃｅｒ  Ｉｍａｇｉｎｇ．Ｉｎ：Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ  ｏｆ  ｔｈｅ  ２６ｔｈ  Ａｎｎｕａｌ  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ  ｏｆ  ｔｈｅ  ＩＥＥＥＥ  ＭＢＳ，ＳａｎＦｒａｎｃｉｓｃｏ，２００４
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００４１】
そこで、本発明は、上述した従来の技術の問題点を解決するためになされたものであって、その目的は、機能磁気共鳴映像及びその他の動的磁気共鳴映像の獲得時により高解像度で高質のものを得ることができ、その上、現在の傾向である超高磁場磁気共鳴映像システムにも適用できる、一般給数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法及びその記録媒体を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００４２】
上述した課題を解決するため、本発明に係る一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法は、所定の限定された低周波帯（Ｌｏｗ  Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）を選ぶステップと、前記所定の限定された低周波帯のみをナイキスト（Ｎｙｑｕｉｓｔ）基準より低い頻度でサンプリングすることにより磁気共鳴データを獲得するステップを含む。
【００４３】
ここで、前記ナイキスト基準より低い頻度でサンプリングする方法は、スペースリップ（Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ  Ｐｒｏｆｉｌｅｓ  Ｆｒｏｍ  ａｎ  Ａｒｒａｙ  ｏｆ  Ｃｏｉｌｓ  ｆｏｒ  Ｅｎｃｏｄｉｎｇ  ａｎｄ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  ｉｎ  Ｐａｒａｌｌｅｌ；以下、ＳＰＡＣＥ  ＲＩＰとする）のサンプリング方法とすることが好ましい。
【００４４】
ここで、前記磁気共鳴データを一般級数映像法の再構成方法により再構成して、中間磁気共鳴映像を生成するステップと、前記中間磁気共鳴映像を並列磁気共鳴映像法の再構成方法により再構成して、前記磁気共鳴データの再構成された最終磁気共鳴映像を生成するステップと、をさらに含めてもよい。
【００４５】
前記一般級数映像法の再構成方法に正規化（Ｒｅｇｕｌａｒｉｚａｔｉｏｎ）法を付加することにより、前記中間磁気共鳴映像を生成するようにしてもよい。
【００４６】
前記並列磁気共鳴映像法の再構成方法に正規化法を付加することにより、前記最終磁気共鳴映像を生成することができる。
【００４７】
前記並列磁気共鳴映像法の再構成方法は、ＳＰＡＣＥ  ＲＩＰの再構成方法であることが好ましい。
【００４８】
また、本発明は、所定の限定された低周波帯を選ぶステップと、前記所定の限定された低周波帯のみをナイキスト基準より低い頻度でサンプリングすることにより磁気共鳴データを獲得するステップを含む、一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法をコンピュータで実行させるためのプログラムを記録したコンピュータ読み出し可能な記録媒体である。
【００４９】
ここで、前記ナイキスト基準より低い頻度でサンプリングする方法は、ＳＰＡＣＥ  ＲＩＰのサンプリング方法とすることが好ましい。
【００５０】
前記一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法は前記磁気共鳴データを一般級数映像法の再構成方法により再構成して、中間磁気共鳴映像を生成するステップと、前記中間磁気共鳴映像を並列磁気共鳴映像法の再構成方法により再構成して、前記磁気共鳴データの再構成された最終の磁気共鳴映像を生成するステップと、をさらに含めてもよい。
【００５１】
前記一般級数映像法の再構成方法に正規化法を付加することにより、前記最終の磁気共鳴映像を生成するようにしてもよい。
【００５２】
前記並列磁気共鳴映像法の再構成方法に正規化法を付加することにより、前記最終の磁気共鳴映像を生成するようにしてもよい。
【００５３】
ここで、前記並列磁気共鳴映像法の再構成方法は、ＳＰＡＣＥ  ＲＩＰの再構成方法とすることが好ましい。
【発明の効果】
【００５４】
本発明によれば、超高磁場システムで適用でき、高い時間解像度を有する一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法及びその記録媒体を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００５５】
以下、本発明の好ましい実施形態を図面を参照して説明する。
【００５６】
図４は、本発明の一実施形態に係る一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法のサンプリング過程を具体的に比較説明するための図である。図４（ａ）には、従来の磁気共鳴映像法のサンプリング方式が示され、図４（ｂ）には、従来の並列磁気共鳴映像法のサンプリング方式が示されている。図４（ｃ）には、一般級数映像法のサンプリング方式が示され、図４（ｄ）には、本発明で提案される映像法のサンプリング方式が示されている。図４（ｄ）の方式には、図４（ｂ）（ｃ）の特徴が全て含まれている。
【００５７】
図４に示すように、本発明の一実施形態に係る一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法には、全ての周波数帯のうち所定の限定された低周波帯を選び、所定の限定された低周波帯のみをナイキスト基準より低い頻度でサンプリングすることにより、磁気共鳴データを獲得する。なお、サンプリングする周波数帯は、ユーザが任意で定めることができる。
【００５８】
ここで、本発明の一実施形態では、ナイキスト基準より低い頻度でサンプリングする方法について説明されているが、上述のＳＥＮＳＥだけでなくＳＰＡＣＥ  ＲＩＰの場合のもの（参考文献：Ｋｙｒｉａｋｏｓ  ＷＥ，Ｐａｎｙｃｈ  ＬＰ，Ｋａｃｈｅｒ  ＤＦ，Ｗｅｓｔｉｎ  ＣＦ，Ｂａｏ  ＳＭ，Ｍｕｌｋｅｒｎ  ＲＶ  ａｎｄ  Ｊｏｌｅｓｚ  ＦＡ．Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ  Ｐｒｏｆｉｌｅｓ  Ｆｒｏｍ  ａｎ  Ａｒｒａｙ  ｏｆ  Ｃｏｉｌｓ  ｆｏｒ  Ｅｎｃｏｄｉｎｇ  ａｎｄ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  ｉｎ  Ｐａｒａｌｌｅｌ（ＳＰＡＣＥ  ＲＩＰ）．Ｍａｇｎ  Ｒｅｓｏｎ  Ｍｅｄ  ２０００；４４：３０１−３０８）も適用してもよい。
【００５９】
特に、ＳＰＡＣＥ  ＲＩＰを適用すれば、次のような効果が得られる。ＳＰＡＣＥ  ＲＩＰのサンプリング方式では、磁気共鳴映像の重要な情報は、概して低周波領域にある。このため、低周波領域については細かくサンプリングし、高周波領域については粗くサンプリングするといった任意間隔のサンプリング方式を適用することが可能となる。そうするとこの場合、サンプリングに同一時間要するとしても、良質の映像を得ることができる。
【００６０】
なお、ＳＰＡＣＥ  ＲＩＰだけでなく、ＳＭＡＳＨ（参考文献：Ｓｏｄｉｃｋｓｏｎ  ＤＫ，Ｍａｎｎｉｎｇ  ＷＪ．Ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ  ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ  ｏｆ  ｓｐａｔｉａｌ  ｈａｒｍｏｎｉｃｓ（ＳＭＡＳＨ）：ｆａｓｔ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｗｉｔｈ  ｒａｄｉｏ  ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  ｃｏｉｌ  ａｒｒａｙｓ．Ｍａｇｎ  Ｒｅｓｏｎ  Ｍｅｄ  １９９７；３８：５９１−６０３．），ＰＩＬＳ（参考文献：Ｇｒｉｓｗｏｌｄ  ＭＡ，Ｊａｋｏｂ  ＰＭ，Ｎｉｔｔｋａ  Ｍ，Ｇｏｌｄｆａｒｂ  ＪＷ  ａｎｄ  Ｈａａｓｅ  Ａ．Ｐａｒｔｉａｌｌｙ  Ｐａｒａｌｌｅｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ  Ｗｉｔｈ  Ｌｏｃａｌｉｚｅｄ  Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｉｅｓ（ＰＩＬＳ）．Ｍａｇｎ  Ｒｅｓｏｎ  Ｍｅｄ  ２０００；４４：６０２−６０９．）又はＧＲＡＰＰＡ（参考文献：Ｇｒｉｓｗｏｌｄ  ＭＡ，Ｊａｋｏｂ  ＰＭ，Ｈｅｉｄｅｍａｎｎ  ＲＭ，Ｎｉｔｔｋａ  Ｍ，Ｊｅｌｌｕｓ  Ｖ，Ｗａｎｇ  Ｊ，Ｋｉｅｆｅｒ  Ｂ  ａｎｄ  Ｈａａｓｅ  Ａ．Ｇｅｎｅｒａｌｉｚｅｄ  Ａｕｔｏｃａｌｉｂｒａｔｉｎｇ  Ｐａｒｔｉａｌｌｙ  Ｐａｒａｌｌｅｌ  Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎｓ（ＧＲＡＰＰＡ）．Ｍａｇｎ  Ｒｅｓｏｎ  Ｍｅｄ  ２００２；４７：１２０２−１２１０．）などの場合のものを適用しても、本発明の一実施形態に係る一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法を実現することができる。
【００６１】
図５は、本発明の一実施形態に係る一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法の映像再構成過程を示した図である。図５（ａ）は、図４に示したサンプリング過程により生成された磁気共鳴データを説明するための図であり、図５（ｂ）は、 磁気共鳴データを一般級数映像法の再構成方法により再構成した、中間磁気共鳴映像を説明するための図である。図５（ｃ）は、中間磁気共鳴映像を並列磁気共鳴映像法の再構成方法により再構成した、磁気共鳴データの再構成された最終磁気共鳴映像を説明するための図である。
【００６２】
図５に示すように、本発明の一実施形態に係る一般級数並列映像法を利用した高解像度機能の磁気共鳴映像の生成方法において、磁気共鳴データを一般級数映像法の再構成方法により再構成して、中間磁気共鳴映像を生成するステップ、及び 前記中間磁気共鳴映像を並列磁気共鳴映像法の再構成方法により再構成して、磁気共鳴データの再構成された最終磁気共鳴映像を生成するステップをさらに含めることができる。
【００６３】
ここで、並列磁気共鳴映像法の再構成方法として、ＳＰＡＣＥ  ＲＩＰを使用することができる。なお、ＳＰＡＣＥ  ＲＩＰに限定せず、ＳＭＡＳＨ、ＳＥＮＳＥ、ＰＩＬＳ、ＧＲＡＰＰＡ等で再構成された最終の磁気共鳴映像を生成することもできる。
【００６４】
ＳＰＡＣＥ  ＲＩＰを利用した並列磁気共鳴映像法の再構成方法は、次のとおりである。
【００６５】
Ｗｋ（ｘ，ｙ）というセンシティビティプロファイル（ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ  ｐｒｏｆｉｌｅ）を有するコイルから受ける磁気共鳴（ＭＲ）データは、数７のように表すことができる。
【００６６】
【数７】
2008307357.tif 000010
ここで、ｘ方向のみにフーリエ変換を行うと、
2008307357.tif 000011
【００６７】
上記式を離散領域（ｄｉｓｃｒｅｔｅ  ｄｏｍａｉｎ）でスパニング方程式（ｓｐａｎｎｉｎｇ  ｅｑｕａｔｉｏｎ）を使用すると、数８のように表すことができる。
【００６８】
【数８】
2008307357.tif 000012
2008307357.tif 000013
【００６９】
最後に、正規直交プロパティ（ｏｒｔｈｏｎｏｒｍａｌ  ｐｒｏｐｅｒｔｙ）を使用すると、数９のように表すことができる。
【００７０】
【数９】
2008307357.tif 000014
2008307357.tif 000015
【００７１】
上記数７〜数９は、図６に示すマトリックス方程式で表すことができる。この方程式を解くと、ρベクトルが求まる。
【００７２】
上記のようなＳＰＡＣＥ  ＲＩＰを並列磁気共鳴映像法の再構成方法として使用した場合、図７に示すように、列別（カラム別）に磁気共鳴映像を再構成することができる。ＳＰＡＣＥ  ＲＩＰは、ＳＥＮＳＥに比べて正規化（ｒｅｇｕｌａｒｉｚａｔｉｏｎ）効果を向上させることができる。
【００７３】
本発明の一実施形態に係る最終の磁気共鳴映像を再構成する場合、正規化（ｒｅｇｕｌａｒｉｚａｔｉｏｎ）法も共に付加して使用してもよい。
【００７４】
自然系の現象をモデリングするためにサイズの大きいマトリックスを使用した場合、不良設定（ｉｌｌ−ｐｏｓｅｄ）問題に直面することがある。不良設定問題として、図６のＷマトリックスの条件数（ｃｏｎｄｉｔｉｏｎ  ｎｕｍｂｅｒ）が極めて大きくなる場合がある。
【００７５】
条件数（ｒ）とは、そのマトリックスのシンギュラーバリュー（ｓｉｎｇｕｌａｒ  ｖａｌｕｅ）の最も大きな値と最も小さな値との比で定義され、この値が極めて大きければ不良設定となる。このような問題を解消する方法として正規化法を使用する。正規化法とは、マトリックス方程式ｓ＝Ｗρを解くとき、解をρ＝Ｗ−１ｓとせず、数１０のような条件項を付加して解く方法である。
【００７６】
【数１０】
2008307357.tif 000016
【００７７】
ここで、数１０のエクスプリシットソルーション（ｅｘｐｌｉｃｉｔ  ｓｏｌｕｔｉｏｎ）は、以下の数１１のとおりのものである。λは、正規化変数であり、マトリックスシステムにより変わる値を表す。Ｉは、アイデンティティ（ｉｄｅｎｔｉｔｙ）マトリックスを表す。
【００７８】
【数１１】
2008307357.tif 000017
【００７９】
このように、数１０の条件項を付加することにより、マトリックスシステムの安定性を向上させることができる。さらに、堅固な最終の磁気共鳴映像を再構成することができる。
【００８０】
図８は、実験での機能磁気共鳴映像パラダイムを示した図である。図８に示すように、実験を行う被験者が磁気共鳴映像装置内に入る。そして、（＋）が表示されたときは、被験者は静かに待機し、左手（ｌｅｆｔ  ｈａｎｄ）という文字が表示されれば左手を軽く動かす。また、右手（ｒｉｇｈｔ  ｈａｎｄ）という文字が表示されれば、被験者は右手を軽く動かす。
【００８１】
ここで、図８のスキャン（ｓｃａｎ）とは、映像の一フレームを意味する。そして、上記右手又は左手が表示されたときの刺激は、磁気共鳴映像装置内において４フレームの映像を撮る間、維持し続ける必要がある。（＋）の表示がある理由は、基準映像を得るためであるが、実験終了後、刺激（左手又は右手）を得た時間内に得られた映像が、（＋）表示の時間内で得た映像に比べて、どのような差があるかを統計的に分析するためである。このような分析から、脳のどの部分が右手あるいは左手の動きを担当しているかが分かる。
【００８２】
従来の方法と本発明に係る方法とを比較するため、 従来の方法と本発明に係る方法とにより図８に示した実験を行った。従来の方法として、ＥＰＩ方法、単一の並列磁気共鳴映像法及び単一の一般級数映像法を利用した。以下、これらにどのような差があるかを図９〜図１２を参照して説明する。
【００８３】
まず、ＥＰＩ方法により実験するときの機能磁気共鳴映像パラメーターについて説明すると、次のとおりである。
【００８４】
ＴＲ＝３０００ｍｓ，
ＴＥ＝３５ｍｓ，
Ｓｌｉｃｅ  Ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ＝５ｍｍ，
Ｎｕｍｂｅｒ  ｏｆ  ｓｌｉｃｅ＝２８，
Ｍａｔｒｉｘ  ｓｉｚｅ＝６４×６４，
Ｔｉｍｅ／Ｓｃａｎ＝３ｓｅｃ，
Ｓｅｑｕｅｎｃｅ＝ＥＰＩ
【００８５】
次に、本発明の一実施形態に係る一般級数並列映像法を利用した高解像度機能の磁気共鳴映像の生成方法により実験したときの機能磁気共鳴映像パラメーターについて説明すると、次のとおりである。
【００８６】
ＴＲ＝１２５ｍｓ，
ＴＥ＝３４ｍｓ，
Ｓｌｉｃｅ  Ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ＝５ｍｍ，
Ｎｕｍｂｅｒ  ｏｆ  ｓｌｉｃｅ＝３，
Ｍａｔｒｉｘ  ｓｉｚｅ＝２４×６４，
Ｔｉｍｅ／Ｓｃａｎ＝３ｓｅｃ，
Ｓｅｑｕｅｎｃｅ＝Ｇｒａｄｉｅｎｔ  Ｅｃｈｏ
【００８７】
ここで、ＥＰＩ方法、単一の並列磁気共鳴映像法、単一の一般級数映像法及び本発明の一実施形態に係る一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法を全て支援するため、一応、単一の並列磁気共鳴映像法によりＲｅｄｕｃｔｉｏｎ  ｆａｃｔｏｒ（Ｒ）＝２．６７のときのデータを得た。Ｒ＝２．６７の場合は、６４個の位相符号化を行わなければならないとすると、そのうちの２４個のみの位相符号化を行えばよい。一方、この実験のスライスの個数（ｎｕｍｂｅｒｏｆｓｌｉｃｅ）がＥＰＩ方法に比べて少ない理由は、時間制約のためである。これは、初期に脳から刺激が現れると予想される部分をよく選択すればよいので、さほど問題にならない。
【００８８】
以上のように、データを並列磁気共鳴映像法によりＲ＝２．６７と得たが、これを並列磁気共鳴映像法により再構成して一杯としたｋ−空間（ｆｕｌｌ  ｋ−ｓｐａｃｅ）を得た後、このうちの中央部分の３２個のラインのみを選択して一般級数映像法を適用すれば、単一の一般級数映像法を利用した実験結果が得られるようになる。初期にＲ＝２．６７で得たデータから、中央部分の１６個のラインのみを選択して提案された方法を適用すれば、本発明の一実施形態に係る一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法の実験結果が得られるようになる。
【００８９】
図９は、ＥＰＩ方法を利用して再構成された機能磁気共鳴映像を示す図である。図９の左側図は、左手刺激の場合（図９（ａ）〜（ｃ））、また図９の右側図の場合（図９（ｅ）〜（ｆ））は、右手刺激のときの脳の活性化領域を示すマップである。活性化された程度が大きいほど、濃い色で表示される。３次元脳をどの方向からみるかによって、３個の断面に分けられる。ここでは、側面（Ｓａｇｉｔｔａｌ）、前後面（Ｃｏｒｏｎａｌ）及び平面（Ａｘｉａｌ）の断面とした。
【００９０】
左手運動の場合は、脳の右半球が担当するので、図９（ｃ）の平面（Ａｘｉａｌ）の断面図をみると、脳の左半球に比べて右半球の活性化程度が高く、逆に、右手運動の場合は、右半球に比べて左半球の活性化程度が高いことがわかる。運動刺激を担当する脳の位置は、図９（ａ）（ｂ）の左側図のボックス枠９０１に示すように、脳の上部に位置している。このことは、脳の上部の部分が他の部分に比べて濃い色で現れていることから分かる。
【００９１】
図１０は、並列磁気共鳴映像法のみを利用して再構成された機能磁気共鳴映像を示した図である。図１０に示すように、左手運動の場合は脳の右半球を、右手運動の場合は脳の左半球を活性化させる程度が高くなることが測定された。
【００９２】
図１０の場合には図９に示した場合に比べて、脳が活性される位置が少なく現れる理由は、上述したようにＥＰＩ方法に比べてｎｕｍｂｅｒ  ｏｆ  ｓｌｉｃｅが少ないためである。この場合、ｓｌｉｃｅの位置は、図９のボックス枠９０１の部分に限定的に定められており、この部分がＲＯＩ（Ｒｅｇｉｏｎ  Ｏｆ  Ｉｎｔｅｒｅｓｔ）となる。したがって、その他の部分は、活性化した程度（度合い）がみえない。
【００９３】
ＥＰＩ方法を利用して実験したときの結果と比較した場合、所望のＲＯＩでは、活性化された程度が同じ程度になることが分かる。
【００９４】
図１１は、一般級数映像法のみを利用して再構成された機能磁気共鳴映像を示した図である。図１１から、このときの脳の活性化パターンは、図１０の場合の並列磁気共鳴映像法のみの実験結果とほぼ同様になることが分かる。このことから、一般級数映像法のみにより再構成された映像は、並列磁気共鳴映像法のみにより再構成された映像と差がほとんど生じないことが分かる。
【００９５】
図１２は、本発明の一実施形態に係る一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法により再構成された機能磁気共鳴映像を示した図である。図１２から、このときの脳の活性化パターンは、図１０及び図１１の場合とほぼ同一になることが分かる。このことから、再構成された映像は、一般級数映像法又は並列磁気共鳴映像法により再構成された結果と差がほどんど生じないことが分かる。
【００９６】
よって、本発明の一実施形態に係る一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法は、高い時間解像度を要求する磁気共鳴映像獲得時に広く用いられることができ、医療分野で時間に応じて物体が動く対象に対して映像化するときに主に使用することができる。
【００９７】
また、７．０Ｔ（Ｔｅｓｌａ）という超高磁場システムにも適用できるし、また、超高磁場の脳機能磁気共鳴映像装置にも適用することができる。
【００９８】
また、ＥＰＩ方法とは異なり、再構成された映像から幽霊人工物（ｇｈｏｓｔ  ａｒｔｉｆａｃｔ）、幾何学的歪み（ｇｅｏｍｅｔｒｉｃ  ｄｉｓｔｏｒｔｉｏｎ）がほとんど発生しない。
【００９９】
なお、本発明は、上記の実施形態に限定されるものではなく、本発明の技術的思想から逸脱しない範囲内で様々な変更が可能である。また、それらの変更内容も本発明の技術的範囲に属する。
【図面の簡単な説明】
【０１００】
【図１】従来の一般級数映像法のサンプリング方法を説明するための図である。
【図２】従来の並列磁気共鳴映像法のサンプリング方法を説明するための図である。
【図３】従来の磁気共鳴映像の生成方法を説明するための図である。
【図４】本発明の一実施形態に係る一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法のサンプリング方法を具体的に説明するための図である。
【図５】本発明の一実施形態に係る一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法の再構成方法を示した図である。
【図６】スペースリップ（ＳＰＡＣＥ  ＲＩＰ）で一列を再構成するためのマトリックス方程式を示した図である。
【図７】列別（ｃｏｌｕｍｎ  ｂｙ  ｃｏｌｕｍｎ）の再構成図である。
【図８】実験における機能磁気共鳴映像パラダイムを示した図である。
【図９】ＥＰＩ方法のみを利用して再構成された機能磁気共鳴映像の分析結果を示した図である。
【図１０】並列磁気共鳴映像法のみを利用して再構成された機能磁気共鳴映像の分析結果を示した図である。
【図１１】一般級数映像法のみを利用して再構成された機能磁気共鳴映像の分析結果を示した図である。
【図１２】本発明の一実施形態に係る一般級数並列映像法を利用した高解像度磁気共鳴映像の生成方法により再構成された機能磁気共鳴映像の分析結果を示した図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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