(57)【要約】【課題】ＭＲＩシステムで使用されるコイルのコイル感度マップを較正するためのシステム及び方法を提供する。【解決手段】コイル感度プロフィールを較正するための方法を提供する。本方法は、各コイル（５０）に対する基準感度マップを作成する工程と、対象（３６）を撮像する工程と、各コイル（５０）に設けられた少なくとも１つの認識マーク（７８）に対する撮像を対象（３６）に対する撮像と交互に配置する工程（６２）と、コイル位置及びコイル装荷に基づいて基準感度マップから実際の感度マップを導出する工程と、を含む。【選択図】      図１
2005131411.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴画像を作成するための複数の信号を受け取るように構成されたコイルアレイ（２６）であって、対象（３６）から部分的傾斜位相エンコード信号を取得するように構成されており、該コイルアレイ（２６）の各コイル（５０）に設けられた少なくとも１つの認識マーク（７８）から間欠的に信号を受け取るように構成されており、かつ部分的傾斜位相エンコード信号を取得する間に間欠的に信号を受け取るように構成されているコイルアレイ（２６）と、
前記間欠的に受け取った信号及び基準感度マップを用いることによって感度マップを更新するように構成された画像再構成装置（２２）であって、該更新した感度マップ及び前記部分的傾斜位相エンコード信号に基づいて磁気共鳴画像を作成するようにさらに構成されている画像再構成装置（２２）と、
を備える磁気共鳴イメージング・システム（１０）。
【請求項２】
前記基準感度マップを作成するためにマクスウェルの方程式を解くこと及びビオ・サバールの法則を適用することのうちの一方を実行するように構成された制御装置（１４）をさらに備える請求項１に記載の磁気共鳴イメージング・システム（１０）。
【請求項３】
前記基準感度マップを作成するために使用される複数の信号がファントームからの信号である請求項１に記載の磁気共鳴イメージング・システム（１０）。
【請求項４】
磁場制御部（１６）と、
傾斜磁場制御部（２０）と、
送信器（３０）と、
少なくとも１つの受信器（３２）と、
前記磁場制御部（１６）、前記傾斜磁場制御部（２０）、前記送信器（３０）及び前記受信器（３２）に動作可能に結合された制御装置（１４）であって、前記磁場制御部（１６）、前記傾斜磁場制御部（２０）、前記送信器（３０）及び前記受信器（３２）のうちの少なくとも１つに対して基準感度マップを作成するためのパルスシーケンスを印加させることを指令するように構成された制御装置（１４）と、
をさらに備える請求項１に記載の磁気共鳴イメージング・システム（１０）。
【請求項５】
前記基準感度マップは、前記部分的傾斜位相エンコード信号を取得する前でかつ前記コイルアレイ（５２）の各コイル（５０）に設けられた前記少なくとも１つの認識マークから反射された信号を間欠的に受け取る前に作成されている請求項１に記載の磁気共鳴イメージング・システム（１０）。
【請求項６】
前記画像再構成装置（２２）は前記間欠的に受け取った信号から前記少なくとも１つの認識マーク（７８）の１次元投影画像を再構成している請求項１に記載の磁気共鳴イメージング・システム（１０）。
【請求項７】
前記コイルアレイ（２６）の各コイル（５０）に設けられた前記少なくとも１つの認識マーク（７８）の数は前記コイルアレイ（２６）の各コイルがソリッド・フォーマに取り付けられているか否かに依存している請求項１に記載の磁気共鳴イメージング・システム（１０）。
【請求項８】
前記間欠的に受け取った信号から再構成した少なくとも１つの画像から決定される各コイル（５０）の位置の変化に基づいて前記基準感度マップを空間位置調整するように構成された制御装置（１４）をさらに備える請求項１に記載の磁気共鳴イメージング・システム（１０）。
【請求項９】
前記間欠的に受け取った信号から再構成した少なくとも１つの画像から決定される各コイルの装荷の変化に基づいて前記基準感度マップをスケール調整するように構成された制御装置（１４）をさらに備える請求項１に記載の磁気共鳴イメージング・システム。
【請求項１０】
傾斜磁場制御部（２０）に対して傾斜コイルを付勢させるように指令するように構成した制御装置（１４）であって、該傾斜コイルが前記コイルアレイ（２６）のコイル（５０）の表面（７４）と実質的に直交した磁場傾斜を発生するように付勢を受けている制御装置（１４）をさらに備える請求項１に記載の磁気共鳴イメージング・システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、全般的には磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムに関し、さらに詳細には、ＭＲＩシステムの内部で使用されるコイルのコイル感度マップまたはプロフィールを較正するためのシステム及び方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩは、患者の心臓や脳などの対象物の３次元イメージングを提供することができる一技法である。少なくとも幾つかの周知のＭＲＩシステムは、偏向用磁場Ｂ0を提供する主マグネット（すなわち、１次マグネット）を含んでおり、またさらに撮像中における患者の原子核に対する空間エンコード、励起及び検出のために使用される傾斜コイル及び無線周波数（ＲＦ）コイルを含んでいる。典型的には主マグネットは、主マグネット内部の内側領域（例えば、ソレノイドの内部に規定される空間内や、Ｃ型マグネットの磁極面間に規定されるエア・ギャップ内）に均一な磁場を提供している。患者や撮像対象は、典型的には傾斜コイル及びＲＦコイルがこの空間を取り囲む主マグネットの幾何学構成の内部にありながらこの患者や対象の外部に位置するようにして、この均一な磁場領域内に位置決めされている。
【０００３】
ＭＲＩでは、この均一な磁場Ｂ0は、その原点が対象物の内部にあるようなデカルト座標系のｚ軸に沿って対象物に対して印加されている。この均一な磁場Ｂ0は、対象物の原子核の核スピンの整列を容易にしている。このデカルト座標系のＸ−Ｙ平面内で方向付けされた共鳴周波数のＲＦパルスに応答して、原子核はそのラーモア周波数で共鳴を起こす。撮像シーケンス中に、ｚ軸に沿って磁場傾斜Ｇzが印加されるのと実質的に同時に、ラーモア周波数を中心としかつ選択されたバンド幅を有するＲＦパルスが対象物に対して印加される。傾斜磁場Ｇzは、対象物を切る限定された幅を有するスライス内にある原子核に共鳴周波数を作用させ、これによってこれらの原子核は共鳴状態まで励起される。
【０００４】
スライス内にある原子核を励起させた後、磁場傾斜ＧxとＧyがデカルト座標系のｘ軸とｙ軸のそれぞれに沿って印加される。ｘ軸に沿った傾斜Ｇxは、これらの原子核をそのｘ軸に沿った位置に応じた異なる周波数で歳差運動させる、すなわちＧxは歳差運動する原子核を周波数によって空間エンコードしており、この処理のことを周波数エンコードと呼んでいる。ｙ軸傾斜Ｇyは、一連の値にわたって増分を受けると共に、ｙ軸に沿って原子核をエンコードし、歳差運動する原子核に関する傾斜振幅の関数とした位相変化速度にしており、この処理のことを位相エンコードと呼んでいる。
【０００５】
時間領域またはｋ空間におけるＳＭＡＳＨ（Ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ  Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｓｐａｔｉａｌ  Ｈａｒｍｏｎｉｃｓ）イメージング及び空間領域におけるＳＥＮＳＥ（Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ  Ｅｎｃｏｄｅｄ）イメージングという周知の２つの方法は、フェーズドアレイを用いることによってＭＲＩシステムの連続したデータ収集を部分的に並列の処理に変更しており、これによって逐次式のデータ収集技法を用いる方法と比較してスキャン時間が短縮される。時間領域でデータを補間するか、空間領域でデータをアンラップ（ｕｎｗｒａｐ）することができるだけの十分な空間情報をＲＦコイルの感度プロフィールによって提供できるならば、これら２つの方法の内部において、ナイキストのサンプリング未満の速度でサンプリングしたデータを復元することができる。
【０００６】
ＳＭＡＳＨ法は、傾斜Ｇyによる位相エンコードとＲＦコイルに固有の合成コイル感度プロフィールとの間の等価性（ｅｑｕｉｖａｌｅｎｃｅ）を識別すると共に、数値当てはめルーチンを用いて位相エンコードの間引かれた（ｄｅｃｉｍａｔｅｄ）ステップを補間し、これによりスキャン時間を短縮している。先ず、ＭＲＩシステムを用いることにより実行した別々のデータ収集から、ＲＦコイルの各々のコイル感度プロフィールが導出される。第２には、最小自乗アルゴリズムや傾斜下降（ｇｒａｄｉｅｎｔ  ｄｅｓｃｅｎｔ）アルゴリズムなどの数値当てはめ及び計算を用いることによって、ＲＦコイルからの所望のまたは最適なコイル感度プロフィールを構成する１次結合の係数または重みが数値的に導出される。第３には、合成高調波を用いて位相エンコードの間引かれたステップを補間することによって、データがナイキスト周波数でサンプリングされる。第４には、合成高調波に対する高速フーリエ変換（ＦＦＴ）によってエイリアシングのないＭＲ画像が提供される。ＳＥＮＳＥ法も同様にＲＦコイルのすべてに関する精密なコイル感度プロフィールを使用する。
【特許文献１】米国特許第６２８９２３２号
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
ＲＦコイルのコイル感度プロフィールを取得するために使用される方法では、コイル感度プロフィールに対する低分解能画像を作成する追加的な較正撮像工程が必要である。しかしこの較正撮像工程によって、かなりの較正時間オーバーヘッドを招くことがあり、また較正工程で作成される画像が、ａ）スピンが存在しない場所である信号空隙の位置のコイル感度情報を提供できないこと、あるいはｂ）較正撮像と診断撮像の間におけるコイルの向き及び／またはコイル装荷の変化によるプロフィールの変動を取り込むための適切な更新がなされないことがあることのために、その診断撮像の品質が損なわれることがある。ａ）及びｂ）の課題は、拍動する心臓の周りの部位に存在する信号空隙並びにコイル向き及び／またはコイル装荷が対象物や患者のいずれかの動きによって変化することがあるような心臓イメージングなどの用途において問題を提起することになる。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
一態様では、コイル感度プロフィールを較正するための方法を提供する。本方法は、各コイルに関する基準感度マップを作成する工程と、対象を撮像する工程と、各コイルに設けられた少なくとも１つの認識マークの撮像を該対象撮像工程と交互に配置する工程と、コイル位置及びコイル装荷に基づいて基準感度マップから実際の感度マップを導出する工程と、を含む。
【０００９】
別の態様では、磁気共鳴イメージング・システムを提供する。本磁気共鳴イメージング・システムは、磁気共鳴画像を作成するための複数の信号を受け取るように構成されたコイルアレイであって、対象から部分的傾斜位相エンコード信号を取得すること、該コイルアレイの各コイルに設けられた少なくとも１つの認識マークから間欠的に信号を受け取ること、並びに部分的傾斜位相エンコード信号を取得している間に間欠的に信号を受け取ること、を行うように構成されているコイルアレイを含む。本磁気共鳴イメージング・システムはさらに、間欠的に受け取った信号及び基準感度マップを用いることによって感度マップを更新するように構成された画像再構成装置であって、更新した感度マップ及び部分的傾斜位相エンコード信号に基づいて磁気共鳴画像を作成するようにさらに構成された画像再構成装置を含む。
【００１０】
さらに別の態様では、磁気共鳴イメージング・システムを提供する。本磁気共鳴イメージング・システムは、複数の信号を受け取るように構成されたコイルアレイと、この複数の信号から感度マップを作成するように構成された制御装置と、を含む。このコイルアレイはさらに、対象から部分的傾斜位相エンコード信号を収集すること、コイルアレイの各コイルに設けられた少なくとも１つの認識マークから間欠的に信号を受け取ること、並びに部分的傾斜位相エンコード信号を取得している間に間欠的に受信すること、を行う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】
【００１１】
図１は、コイル感度プロフィールを較正するためのシステム及び方法をその内部で実現させている磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム１０の一実施形態を表している。ＭＲＩシステム１０は、電磁マグネット１２と、制御装置１４と、主磁場制御部１６と、傾斜コイル・サブシステム１８と、傾斜磁場制御部２０と、画像再構成装置２２と、表示デバイス２４と、コイルアレイ２６と、Ｔ−Ｒ（送信−受信）スイッチ２８と、送信器３０と、受信器３２と、を含んでいる。
【００１２】
本明細書で使用する場合、制御装置（ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ）という用語は、本技術分野においてコンピュータと呼ぶような集積回路のみに限定するものではなく、プロセッサ、マイクロコントローラ、マイクロコンピュータ、プログラム可能論理制御装置、特定用途向け集積回路、並びにその他のプログラム可能回路を広く指し示しており、本明細書ではこれらの用語を区別無く使用している。Ｃ型の電磁マグネット１２を図示しているが、患者やファントームなどの対象３６を完全に取り囲む電磁マグネットなど別の形状の電磁マグネットを代わりに使用することも可能である。
【００１３】
一実施形態では、電磁マグネット１２は電磁マグネットの極片３４間のギャップ全体に及ぶ強力な主磁場Ｂ0を発生させる。ＭＲＩシステム１０の使用の際には、対象３６、あるいは心臓や肺などの撮像対象物が、適当な支持体（図示せず）上でこの極片３４間のギャップ内に配置される。極片３４間のギャップ内、したがって対象３６内における磁場Ｂ0の強度は、電磁マグネット１２に対する付勢電流の供給を制御している主磁場制御部１６を介して制御装置１４によって制御される。
【００１４】
１つまたは複数の傾斜コイルを有する傾斜コイル・サブシステム１８が設けられているため、直交する３つの方向ｘ、ｙ及びｚのうちの任意の１つまたは複数の方向で極片３４間のギャップ内で磁場Ｂ0に対して磁場勾配を印加することができる。傾斜コイル・サブシステム１８は同じく制御装置１４の制御下にある傾斜磁場制御部２０によって付勢されている。
【００１５】
各コイルアレイ２６は、対象３６からＭＲ信号を同時に受け取るように配列させた複数のコイルを含んでいる。コイルアレイ２６はＴ−Ｒスイッチ２８によって、送信器３０と受信器３２の一方に選択的に相互接続される。送信器３０及びＴ−Ｒスイッチ２８は、ＲＦ磁場パルスまたは信号が送信器３０によって作成されかつ対象内に磁気共鳴を励起するためにコイルアレイ２６によって対象３６に対して選択的に印加されるように制御装置１４の制御下にある。これらのＲＦ励起パルスが対象３６に印加されている間に、Ｔ−Ｒスイッチ２８は受信器３２をコイルアレイ２６から脱結合させるようにも働いている。
【００１６】
ＲＦパルスの印加に続いて、Ｔ−Ｒスイッチ２８を再度作動させ、コイルアレイ２６を送信器３０から脱結合させかつこのコイルアレイを受信器３２に結合させる。この配列においてコイルアレイ２６は、対象３６内の励起した原子核に由来するＭＲ信号を検出すなわち検知し、このＭＲ信号を受信器３２上に送っている。検出したこれらのＭＲ信号は次いで、画像再構成装置２２上に送られる。画像再構成装置２２は、制御装置１４の制御下で、このＭＲ信号を処理し、対象３６の画像を表す信号を作成している。一実施形態では、その画像はｋ空間において合成ＭＲ信号にフーリエ変換を適用することによって再構成されている。この合成ＭＲ信号は、コイルアレイ２６内の各コイルのＭＲ信号を合成したものである。別の実施形態では、その画像は、コイルアレイ２６内のコイルからの個々のＭＲ信号に対してフーリエ変換を適用することによって再構成されている。さらに別の代替的実施形態では、その画像は、合成ＭＲ信号に対する逆投影、あるいは個々のＭＲ信号に対する逆投影によって再構成することができる。画像を表すこの処理済み信号は、画像の視覚表示を提供するために陰極線管などの表示デバイス２４上に送られる。
【００１７】
動作時において、電磁マグネット１２の発生させた磁場Ｂ0は、その原点が対象３６の内部にあるデカルト座標系のｚ軸（慣例による）に沿って対象３６に印加される。磁場Ｂ0を印加すると、対象３６の原子核の核スピンをｚ軸に沿って整列させる効果がある。送信器３０によって発生させた、デカルト座標系のＸ−Ｙ平面内で方向付けされた適正な共鳴周波数のＲＦパルスに応答して、原子核はそのラーモア周波数で共鳴を起こす。典型的な撮像シーケンスでは、ラーモア周波数を中心とするＲＦパルスが対象３６に印加され、同時に磁場傾斜Ｇzが傾斜制御サブシステム１８によってｚ軸に沿って印加される。この傾斜磁場Ｇzは、Ｘ−Ｙ平面に沿って対象物３６を切る限定された幅を有するスライス内にある原子核にこの共鳴周波数をもたせ、かつこれらの原子核を共鳴状態まで励起させる。
【００１８】
このスライス内の原子核の励起の後、磁場傾斜Ｇx及びＧyをこのデカルト座標系のそれぞれｘ軸とｙ軸に沿って印加する。ｘ軸方向の傾斜Ｇxは、そのｘ軸に沿った位置に応じた異なる周波数で原子核を歳差運動させる、すなわちＧxは歳差運動する原子核を周波数によって空間エンコードしている（この処理を周波数エンコードと呼ぶ）。ｙ軸傾斜Ｇyは、一連の値にわたって増分を受けると共に、デカルト座標系内のｙ位置を、歳差運動する原子核に関する傾斜Ｇyの振幅の関数とした位相変化速度にエンコードしている（この処理を位相エンコードと呼ぶ）。
【００１９】
図２は、コイルアレイ２６の一実施形態を表している。コイルアレイ２６は、対象３６からＭＲ信号を検出するように配列された１つまたは複数のコイル５０を含む。コイルアレイ２６内の第ｎ番目のコイル（例えば、コイル５０）からの信号を用いて再構成される画像は次式（式１）で与えられる。
【００２０】
【数１】
2005131411.tif 000003
【００２１】
上式において、Ｍ（ｘ）は対象３６の組織の磁化を表し、ｂn（ｘ）は第ｎ番目のコイルのコイル感度プロフィールを表し、またεn（ｘ）は画像内のノイズを表している。
【００２２】
図３は、ＭＲＩシステム１０を用いて実現されるコイル感度プロフィールを較正するための方法の流れ図である。この方法は、基準感度マップまたはプロフィールを各コイル５０ごとに１つ作成する工程（６０）を含む。一実施形態では、その基準感度マップはコイルアレイ２６の間に配置したファントームの撮像によって作成されている。再構成させる画像は、第ｎ番目のコイルの内部に埋め込むか該表面上に配置した上述した認識マークに関する画像を含むことがある。均一の特性をもつファントームをコイルアレイ２６の間に配置した場合には、第ｎ番目のコイルからの画像に当たるＳn（ｘ）を基準感度マップの推定値として使用することができる。別法として、不均一の特性をもつファントームを使用する場合では、対象３６の全体にわたって実質的に一定値に等しいｂn（ｘ）を有する送受信均一ボリューム・コイルを用いた画像をさらに収集してＭ（ｘ）をマッピングし、Ｓn（ｘ）／Ｍ（ｘ）によって基準感度マップの推定値を提供する。コイル感度プロフィールは空間全体にわたって変動が緩やかとなる傾向があるため、基準感度マップを推定するために使用するファントームに関する画像の空間分解能要件は、患者の診断に使用される患者の画像の空間分解能要件と比べてかなり低くすることができることに留意されたい。
【００２３】
別の実施形態では、その基準感度マップはビオ・サバールの法則を適用すること、またはマクスウェルの方程式を解くことによって取得される。例えば、ビオ・サバールの法則を用いることによって、第ｎ番目のコイルの基準感度マップを次のように推定することができる（式２）。
【００２４】
【数２】
2005131411.tif 000004
【００２５】
上式において、第ｎ番目のコイルの電流に対する線積分は第ｎ番目のコイルに対するフィラメント近似に基づいており、μは透過係数（ｐｅｒｍｅａｂｉｌｉｔｙ  ｃｏｎｓｔａｎｔ）であり、ｄｓ’はその長さが第ｎ番目のコイルの方向にある素子であり、ｘ−ｘ’は素子ｄｓ’から第ｎ番目のコイルを流れる電流によって磁場が発生する点までのある特定の方向における距離であり、また「×」はベクトル積を意味している。
【００２６】
本方法はさらに、コイル装荷変化と呼ばれるコイル装荷の変化を取り込む工程に加えて各コイル５０の位置または向きを決定するために、コイルアレイ２６の各コイル５０内に埋め込まれた少なくとも１つの認識マークに対する撮像を患者に対する撮像と交互に配置する工程（６２）を含む。コイル装荷（ｃｏｉｌ  ｌｏａｄ）は、各コイル５０で認めらる実効抵抗のことである。コイル装荷は対象３６に依存すると共に、コイル５０が受け取るＭＲ信号の振幅に影響を及ぼす。認識マークの一例は信号を発生させる小型デバイスである。認識マークのさらに具体的な例は水を満たした小型カプセルである。
【００２７】
一実施形態では、その認識マークの画像は、コイル５０の位置及びコイル装荷変化を決定するために画像再構成装置２２によって作成される。この実施形態では、各コイル５０上に配置させる認識マークの数は、コイル５０が剛性または半剛性のバーなどのソリッド・フォーマ（図示せず）に取り付けられているか否かに応じて異なる。コイル５０がソリッド・フォーマに取り付けられていなければ、コイル５０は互いに対して独立に位置決めされると共に、各コイル５０について少なくとも３つの認識マークが使用される。他方、コイル５０がソリッド・フォーマに装着されていると、１つのコイル５０あたり１つまたは２つの認識マークが使用される。この実施形態では一例として、各コイル５０上の少なくとも１つの認識マークに対する１次元（１Ｄ）投影画像を画像再構成装置２２によって作成している。この１Ｄ投影画像は、認識マークからの信号を１つの線の上に投影することによって作成される。この例では、その認識マークは、患者が配置される空間と比べた分離半空間内に配置されている。こうした分離半空間内での配置を図４においてコイル５０の表面７４の正面像７０及び側面像７２で表しており、この際認識マーク７８、８０及び８２はコイル５０の表面７４上の一方の側に配置されていると共に、この側は患者と対面する側と反対側になっている。こうした配置によって、患者の原子核から発生した信号と認識マーク７８、８０及び８２から発生した信号との分離が容易となる。この分離は、コイル５０の表面７４に対して直交するあるいは実質的に直交する磁場傾斜を印加することによって得られる。一実施形態では、工程６０は工程６２の前に一度実行される。
【００２８】
本方法はさらに、患者の撮像中に間欠的に決定されたコイル５０の実際位置に基づいて基準感度マップを位置調整する工程を含み、かつ同じく患者の撮像中に間欠的に決定されたコイル装荷変化に基づいて基準感度マップをスケール調整する工程を含む。この位置調整の工程とスケール調整の工程は、基準感度マップから実際の感度プロフィールを導出するために実行される。このコイルの実際位置はコイル５０の基準位置と異なることがある。基準位置とは、例えばファントームの撮像によって基準感度マップを作成する際のコイル５０の位置である。この実際位置は、各コイル５０に設けられた少なくとも１つの認識マークの座標から計算される。この座標は、認識マークの１Ｄ投影画像内の認識マークからの信号に関する対応したピークを位置特定することによって、手作業でまたは自動的に決定される。この実際位置は、基準感度マップを空間位置調整するために使用される。空間位置調整は、基準感度マップを厳密に回転させかつ／または平行移動させて実際位置の変化を追跡することによって実行される。
【００２９】
認識マークの１Ｄ投影画像はさらに、基準感度マップを取得するために再構成された画像Ｓn（ｘ）と比較される。画像Ｓn（ｘ）内に存在する認識マークと１Ｄ投影画像内に存在する認識マークとから得られた信号の振幅の比が計算される。例えば、第１の信号の第１の振幅は、基準感度マップを取得するために再構成した画像Ｓn（ｘ）内に存在する認識マークから得られる。この例では、第２の信号の第２の振幅は１Ｄ投影画像内に存在する認識マークから得られる。この例では、その比は、第１の振幅と第２の振幅の比である。この比は、認識マークを含むコイルに関するコイル装荷変化を反映している。コイルの基準感度マップは、空間位置調整及びこの比との乗算後に、コイルの実際の感度プロフィールの推定値を提供する。この実際の感度マップは、基準感度マップに対して上述のように位置調整及びスケール調整することによって周期的にまたは所望の時点で更新される。
【００３０】
本明細書に記載したコイル感度プロフィールを較正するためのシステム及び方法の技術的効果は、コストのかかる従来の較正撮像工程を、基準感度マップに基づいて実際の感度プロフィールを導出するための情報を提供するように認識マークを患者の撮像中に投影撮像する工程によって置き換えることが含まれる。この基準感度マップは、マクスウェルの方程式を解くこと、あるいはファントームの較正撮像を一回実行することによって得られる。従来の較正撮像工程を置き換えることによって、本明細書に記載した方法は、較正時間オーバーヘッドを短縮させると共に、コイル感度プロフィールに空間カバー範囲及び更新レートの改善をもたらしている。
【００３１】
したがって、本明細書に記載したシステム及び方法によれば、基準感度マップを取得すること、並びに実際の感度マップを更新することによって、較正オーバーヘッドが短縮されかつコストのかかる較正撮像工程が低減される。上述したように、実際の感度マップは、認識マークと患者の撮像を交互に配置することによって更新されており、この際、認識マークの撮像によって、基準感度マップから実際の感度マップを導出するために使用されるコイル位置及びコイル装荷が提供される。
【００３２】
ＭＲＩシステムの例示的な一実施形態について上で詳細に記載した。図示したＭＲＩシステムの構成要素は本明細書に記載したこの特定の実施形態に限定されるものではなく、各ＭＲＩシステムの構成要素は本明細書に記載した別の構成要素と独立にまた別々に利用することもできる。例えば、上で記載したＭＲＩシステムの構成要素は別のイメージング・システムと組み合わせて使用することもできる。
【００３３】
本発明を、具体的な様々な実施形態に関して記載してきたが、当業者であれば、本発明が本特許請求の範囲の精神及び趣旨の域内にある修正を伴って実施できることを理解するであろう。
【図面の簡単な説明】
【００３４】
【図１】磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムの例示的な一実施形態の図である。
【図２】図１のＭＲＩシステムの内部に配置された対象からのＭＲ信号を検出するように配列させたコイルアレイの一実施形態の図である。
【図３】図１のＭＲＩシステムを用いて実現されるコイル感度プロフィールを較正するための方法の一実施形態の流れ図である。
【図４】図２のコイルアレイのコイル表面の一実施形態の正面像と側面像である。
【符号の説明】
【００３５】
１０  磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム
１２  電磁マグネット
１４  制御装置
１６  主磁場制御部
１８  傾斜コイル・サブシステム
２０  傾斜磁場制御部
２２  画像再構成装置
２４  表示デバイス
２６  コイルアレイ
２８  Ｔ−Ｒ（送信−受信）スイッチ
３０  送信器
３２  受信器
３４  極片
３６  対象
５０  コイル
７４  コイル表面
７８  認識マーク
８０  認識マーク
８２  認識マーク
【図１】
2005131411.tif 000005
【図２】
2005131411.tif 000006
【図３】
2005131411.tif 000007
【図４】
2005131411.tif 000008
【外国語明細書】
2005131411000001.pdf