(57)【要約】磁気共鳴画像化装置は、関心領域からデータを受信する少なくとも２つのＲＦ受信コイルのアレイと、例えば各コイルからの空間画像の強度を少なくとも１つの他のコイルから導出された空間画素の強度で個々に除算することにより画像空間中で得られる各コイルの相対感度を用いてアレイのコイルからの信号を組み合わせることにより画像を生成する手段とを含む。特に、画像生成手段は、画像データと比較してより低い解像度の相対感度データを用いるよう配置される。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
関心領域中の磁気共鳴（ＭＲ）活性原子核を励起する手段と、
励起されたＭＲ活性原子核を空間エンコードするために位相エンコード方向に傾斜磁場を生成し、多数の位相エンコード傾斜磁場は関心領域に対応する視野を生じさせる、手段と、
前記関心領域からデータを受信する少なくとも２つのＲＦ受信コイルのアレイと、
各コイルの相対感度を用いて前記アレイのコイルからの信号を組み合わせることによって画像を生成する手段とを含む、磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記画像生成手段は、画像データよりも低い解像度の相対感度データを用いるよう配置される、請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記より低い解像度のデータは画像空間中で使用中に得られる、請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記より低い解像度のデータは一群の画素上のコイルによって生成される画像の各画素の強度を平均することによって使用中に得られる、請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記より低い解像度のデータはｋ空間中で使用中に得られる、請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記より低い解像度のデータは前記データを画像化するのに用いられた最大位相エンコード傾斜磁場よりも低いものに対応するデータを用いることによって使用中に得られる、請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記相対感度データは低域通過フィルタリングされる、請求項２乃至６のうちいずれか一項記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
各コイルの相対感度は、当該コイルによって生成される空間画像の各画素の相対強度の尺度である、請求項１乃至７のうちいずれか一項記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
前記画像生成手段は、最終画像の各画素に対して、全てのコイルに亘って、当該画素の強度と当該画素における夫々のコイルの相対感度の積の和をとるよう配置される、請求項８記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
前記画像生成手段は、画素毎に、各コイルからの空間画像の強度を少なくとも１つの他のコイルから導出された空間画像の強度で除算することにより、画像空間中の各コイルの相対感度を生成するよう配置される、請求項１乃至９のうちいずれか一項記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
前記除算は、前記アレイの１つの特定のコイルによって得られる画像の強度に関連する、請求項１０記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１２】
前記除算は、前記アレイの全てのコイルによって生成される画像の強度の平方和の平方根に関連する、請求項１０記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１３】
前記相対感度はｋ空間中で計算される、請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１４】
関心領域中の磁気共鳴（ＭＲ）活性原子核を励起し、
励起されたＭＲ活性原子核を空間エンコードするために位相エンコード方向に傾斜磁場を生成し、多数の位相エンコード傾斜磁場は関心領域に対応する視野を生じさせ、
少なくとも２つのＲＦ受信コイルのアレイを用いて前記関心領域からＲＦデータを受信し、
各コイルの相対感度を用いて前記アレイのコイルからの信号を組み合わせることによって画像を生成する、磁気共鳴イメージング方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
［背景技術］
本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）イメージング法に関連する。
【０００２】
図１に、従来技術の磁気共鳴イメージング装置を示す。ベッド１上に支持された患者は、超伝導磁石３の穴２に軸方向に摺動して入れられ、穴の軸に沿って、即ち慣習上Ｚ方向と称される方向に主磁場が発生される。傾斜磁場は、例えば磁気共鳴（ＭＲ）活性原子核（一般的には水及び脂肪組織中の水素陽子）の励起をＹ方向上の特定の水平なスライスに制限するよう、Ｙ方向に生成され、また、スライスの平面上の共鳴ＭＲ原子核をエンコードするために、図１に示すように水平のＸ方向及びＺ方向に生成される。ＲＦ送信コイル（図示せず）は、陽子を共鳴まで励起するよう励起パルスを印加し、コイルのアレイ４からなるＲＦ受信コイルアレイは乱された陽子によって発せられる緩和信号を受信する。
【０００３】
コイルのアレイ４は、図２（平面図）及び図３（側面図）に示すような脊髄用アレイでありうる。図２に示す例では、アレイは４つのコイルＣ1−Ｃ4からなるが、通常は更に多くのコイルが設けられる。画像化処理をよりわかりやすくするため、画像化されるスライスの平面上の円５及び四角形６がアレイに重ね合わせて示されている。円は患者の頭部の位置に対応するものであってもよく、四角形は足の位置に対応するものであってもよい。
【０００４】
受信した信号をＺ方向にエンコード／デコードするために、傾斜磁場の影響により主磁場の方向に関して緩和する原子核の様々な位置がこれらの原子核の様々な歳差周波数に対応することが可能とされるよう、周波数エンコード又は読み出し（Ｒ．Ｏ．）傾斜磁場と称される傾斜磁場の存在下で信号が検出される。データはディジタル化され、従って各ＲＦ励起パルスについて一連のディジタルデータ点が収集され、これらはｋ空間（図４）として知られる空間周波数領域へマップされる。各ＲＦパルスは、ディジタルデータ点の少なくとも１行が収集されることを可能とする。空間周波数領域マトリクスは、収集されたデータからアレイの個々のコイルＣ1−Ｃ4の夫々に対して作られる。
【０００５】
受信した信号をＸ方向にエンコード／デコードするため、各ＲＦパルスが送信された後に、印加された読み出し傾斜磁場によってデータが収集される前に、Ｘ方向の傾斜磁場がオン及びオフに切り換えられる。これは、Ｘ方向の傾斜磁場の一連の大きさ（ｍａｇｎｉｔｕｄｅ）に対して行われ、１つのＲＦパルスは一般的にはＸ方向の傾斜の異なる大きさに対応する。一連の測定値は、Ｘ方向に空間周波数が確立されるのを可能とする。
【０００６】
画像化されるべきスライスはＸ−Ｚ平面上にある必要はないが、他の平行な、直交する、又は斜いた平面が画像化されうる。
【０００７】
図４に示すｋ空間マトリクス上で、データ点の様々な行は様々な大きさの位相エンコード（Ｐ．Ｅ．）傾斜磁場で収集されたデータに対応する。
【０００８】
従来通り、各受信コイルＣ1−Ｃ4によって収集されたｋ空間データは、夫々の画素化された空間画像（図５）を生成するためにフーリエ変換プロセッサ（図示せず）中で２次元高速フーリエ変換を受ける。次に、空間画像は、結果としての画像を形成するよう画素毎に組み合わされる。例えば、各空間画像は２５６×２５６画素でありうる。従って、例えば、最終画像中に画素ｐの結果としての強度を生成するために、各強度画像の同じ座標位置にある画素の強度の値が組み合わされる。
【０００９】
これまでに（ローマー・ピー・ビー（Ｒｏｅｍｅｒ  Ｐ  Ｂ），  エーデルスタイン・ダブリュ・エイ（Ｅｄｅｌｓｔｅｉｎ  Ｗ  Ａ），  ヘイズ・シー・イー（Ｈａｙｅｓ  Ｃ  Ｅ），  ソウザ・エス・ピー（Ｓｏｕｚａ  Ｓ  Ｐ），  ミューラー・オー・エム（Ｍｕｅｌｌｅｒ  Ｏ  Ｍ）−ＮＭＲフェーズド・アレイ（Ｔｈｅ  ＮＭＲ  Ｐｈａｓｅｄ  Ａｒｒａｙ），  医療磁気共鳴（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ）第１６号，第１９２−２２５頁（１９９０年））最適なアレイコイルの性能は、画素毎に夫々を画素位置におけるコイルの感度ｂiで重み付けして強度Ｓiをコヒーレントに加算することによって達成されることが指摘されている。最適な信号対雑音比は、全てのコイルjに亘る和
【００１０】
【数１】
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から得られ、式中、Ｐは組み合わされた画像の各画素の結果としての強度であり、ｂi*はｂiの複素共役である。分母は正規化係数を表わす。
【００１１】
図６中、フローチャートは、方法（正規化以外）をより詳細に示す。ボックス７ａ（Ｓ1）は、コイル１から導出された各画素の強度を複素形式で表わすデータを示す。ボックス７ｂ（ｂ1）は、各画素に対するコイル１の感度をやはり複素形式で表わすデータを示す。ボックス７ｃ（Ｓiｂi*）は、各画素に対する積Ｓiｂi*の計算を示す。ボックス８ａ−１０ａ，８ｂ−１０ｂ，８ｃ−１０ｃは、コイルＣ2−Ｃ4に対する同様の機能を表わす。４つの受信コイルＣ1−Ｃ4からの積は、最終画像（１２）を生成するために加算される（１１）。データは複素形式であるため、最終画像に対する大きさをとることは通常行われることであり、一方、最終データはコイルの影響による位相変化を有さず、他の器具又は物理的な処理による位相変化がありうる。
【００１２】
ローマーの文献では、殆どの実際上の状況では、ｂiは各画素位置において既知ではないが、Ｓiが背景雑音よりもはるかに大きければ、ｂiをＳiで置き換えることによって良い近似が得られ、
Ｐ＝√［ΣＳi2］
となるとされている。
【００１３】
図７を参照するに、各コイルＣ1−Ｃ4に対して、高解像度空間画像の各画素の強度（７ａ，８ａ，９ａ，１０ａ）は平方される（７ｄ，８ｄ，９ｄ，１０ｄ）。強度データは複素形式であるため、これは各複素強度値とその複素共役の積をとることを意味する。従って、Ｓ＝ａ＋ｉｂであれば、複素共役はＳ＊＝ａ−ｉｂである。やはり、最終画像の各画素を生成するために、各画素に対する積は全てのコイル（１１）に亘って足し合わされ、最終画素（１２）を生成するために平方根（１３）がとられる。
【００１４】
この、平方和方法として知られる方法は、強い信号領域ではよいが雑音という不利な点がある。これは、何らかの理由により全く信号に寄与しないアレイのコイルがやはり雑音に寄与し、これが全体の和に含まれるためである。しかしながら、この定式化は、使用されている標準的なものである。
【００１５】
近年、満足のいく画像を捕捉するのに十分なデータを収集するために患者がイメージング装置の中にいる時間を減少させるために種々の技術が開発されてきた。これを行う１つの方法は、位相エンコード傾斜磁場の全体の組よりも少ない傾斜磁場を捕捉することである。もちろん、これをそれ自体で行えばエイリアシングされた画像が生ずるだけである。従って、何がなされねばならないかというと、コイルのアレイを用いて関心領域を画像化し（いわゆる平行画像化）、コイルの空間感度の知識を用いてエイリアシングされた画像を展開することである（医療磁気共鳴（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ）第４２号，第９５２−９６２頁（１９９９年）−ＳＥＮＳＥ：  Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ  Ｅｎｃｏｄｉｎｇ  Ｆｏｒ  Ｆａｓｔ  ＭＲＩ、  クラウス・ピー・プルスマン（Ｋｌａｓｓ  Ｐ  Ｐｒｅｕｓｓｍａｎ），  マルクス・ヴェイガー（Ｍａｒｋｕｓ  Ｗｅｉｇｅｒ），  マルクス・ビー・シャイデッガー（Ｍａｒｋｕｓ  Ｂ  Ｓｃｈｅｉｄｅｇｇｅｒ）及びペーター・ボージガー（Ｐｅｔｅｒ  Ｂｏｅｓｉｇｅｒ））。
【００１６】
画像化されるべき領域の両側に１つずつコイルが配置された、コイルが２つだけのアレイの場合、展開を行うために各コイルの空間感度を得るためには、一方のコイルの他方のコイルに対する応答の比率を得ることで十分である。
【００１７】
この比率は、例えば画像化されるべき対象といった対象、又はファントムが感度体積内にあるときに得られねばならない。
【００１８】
感度の比率のうちの雑音を減少させるために、後処理を行うことが望ましい。しかしながら、やはり平滑化される対象自体の特徴から生ずる比率中の鮮鋭なエッジを防止するよう注意が払われねばならない。
【００１９】
この問題を克服するため、出願人は、画像が収集されたときと比較して低下した解像度で感度情報を収集することを提案した（ＥＰ−Ａ−１１０２０７６）。１つのコイルの他のコイルに対する感度はかなり平滑に変化し、低下された解像であっても正確に表現される。画像化されている対象から生ずる相対的な感度における望ましくない鋭い変化は平滑化される。
【００２０】
［発明の概要］
本発明は、関心領域中の磁気共鳴（ＭＲ）活性原子核を励起する手段と、励起されたＭＲ活性原子核を空間エンコードするために位相エンコード方向に傾斜磁場を生成し、多数の位相エンコード傾斜磁場は関心領域に対応する視野を生じさせる、手段と、関心領域からデータを受信する少なくとも２つのＲＦ受信コイルのアレイと、各コイルの相対感度を用いてアレイのコイルからの信号を組み合わせることによって画像を生成する手段とを含む、磁気共鳴イメージング装置を提供する。
【００２１】
各コイルの相対感度を用いることにより、以前の各画素の強度の平方和の平方根に内在する雑音の不利な点が減少される。
【００２２】
画像生成手段は、画像データと比較してより低い解像度で相対感度データを使用するよう配置されうる。
【００２３】
各コイルの相対感度は、各コイルの感度を１つの特定のコイルの感度で除算することによって得ることができ、或いは、各コイルの感度は各コイルの感度の平方和の平方根で除算することができる。これは、各コイルによって生成される画像から画素毎になされてもよく、又は、逆重畳を用いた計算がｋ空間中でなされてもよい。
【００２４】
画像データと比較してより低い解像度で相対感度データを使用することが有利である。より低い感度のデータは、画素の強度を隣接画素のブロックであるグループの強度と平均化することによって画像空間中で得ることができる。ブロックは画素を含む平方領域でありえ、例えば長さが３、４、又は５画素である。或いは、データはフィルタリングされてもよく、又は下方の最大位相エンコード傾斜磁場までのデータを用いてより低い解像度がｋ空間中で達成されうる。
【００２５】
［発明の詳細な説明］
本発明による磁気共鳴イメージング装置について、例として添付の図面を参照して以下詳述する。
【００２６】
主磁場及び傾斜磁場を発生する装置は、図１乃至図５に示されるようなものでありうる。これは超伝導磁石を開示するが、本発明は主磁場を発生するための抵抗性電磁石及び永久磁石にも適用可能である。コイルアレイ４は、４つのコイルを有する脊髄用アレイであるが、通常はより多くの数のコイルが設けられ得る。しかしながら、本発明はアレイのコイルのいかなる特定の形態又は個数にも限られるものではない。
【００２７】
主磁場中の検査領域中の磁気共鳴（ＭＲ）活性原子核の励起のための送信パルスは、別個の送信コイルによって、又はアレイのコイルを用いて与えられうる。
【００２８】
信号処理ユニット（図９）は、各受信コイルＣ1−Ｃ4に接続されたディジタルＲ1，Ｒ2，Ｒ3，Ｒ4を含む。各励起ＲＦパルスは、コイルによって受信され、ディジタル形式へ変換され、図４に示す形のｋ空間中のマトリクスに格納される、少なくとも１つのエコー信号を生成する。ｋ空間の各行は、異なる位相エンコード傾斜磁場に対応する。
【００２９】
各受信器Ｒ1等は、マトリックスを実空間画像へ変換する夫々のフーリエ変換プロセッサＦＴ1，ＦＴ2，ＦＴ3，ＦＴ4に接続される。これらは、図８に示す機能を実行する画像組み合わせユニット１４へ供給される。
【００３０】
図８を参照するに、各受信コイルから１つの完全な空間画像を形成するために十分な数の励起が行われた後、空間画像は本発明により組み合わされる。
【００３１】
図４の各ｋ空間マトリックスの位相エンコード傾斜磁場は、画像化されるべき領域全体を視野が覆うような距離で離間される。
【００３２】
従って、ボックス７ａは、コイルＣ1によって生じた空間画像の強度を複素の形で表わすデータを格納するメモリを表わし、ボックス８ａは、コイルＣ2によって生じた空間画像の強度を複素の形で表わすデータを格納するメモリを表わし、以下同様である。
【００３３】
一般的には、空間画像を格納する各マトリックスは２５６×２５６画素である。
【００３４】
本発明によれば、メモリ７ａ−１０ａ中の空間画像は、各画素の強度と当該画素における夫々のコイルの相対感度との複素積の和をとることにより、画素毎に組み合わされる。簡単な例として、図５に示す空間画像を考える。例えば画素ｐとして空間画像中にマッピングされた検査領域中の空間領域に対するコイルＣ1の感度は、画素ｑとして空間画像中にマッピングされた検査領域中の空間領域に対するその感度よりもはるかに大きい。この量は、ローマーの方法の最適計算を行うには必要であるが、この量（絶対感度）はわかっていない。
【００３５】
しかしながら、コイルＣ1の相対感度は、コイルＣ1によって発生される空間画像の各画素の強度を、例えば全てのコイルＣ1−Ｃ4によって発生される空間画像に亘る画素の強度の平方和の平方根で除算することによって、画素毎に決定されうる。
【００３６】
画像化されている対象はそれぞれの場合に同じであり、これは抑制される傾向があり、計算することが望まれる実際の量、即ちコイルの感度の比が残される。しかしながら、このようにして生ずる比率は、比の分母と分子の両方に画像化されている対象からの雑音を含む。同様に、空間画像の画素の強度で表わされる実際のコイル感度の比は、滑らかに変化することが予想される。
【００３７】
このために、最終画像の組み合わせは、より低い解像度での相対感度データを用いる。コイル感度に関する情報はほとんど失われないが、雑音及び画像の細部は抑制される。
【００３８】
より低い解像度の画像が生成される方法は、フィルタリングによる画像処理操作である。従って、メモリ７ｅ乃至１０ｅは、各画素をメモリ７ａ内に取り入れ、それを囲む３２×３２の画素ブロックに亘って強度を平均することによって発生される平滑化された画像を格納する。このタスクを実行する処理手段は示されていない。所望の空間的に画像化されたエリアのエッジにおける平均化の問題を扱うため、メモリ７ａ−１０ａ中の空間画像は所望のエリアよりも大きい。周波数エンコード方向では、データは視野の２倍までオーバーサンプリングされる。位相エンコード方向では、周期的な境界条件があり、反対のエッジが結合されうる。フィルタリング操作は、所望のエリアよりも大きいエリアに対して行われる。フィルタリングされたデータは、所望のエリアまでクロッピングされる。
【００３９】
平滑化された画像から、平方和の平方根の画像が計算され、メモリ１５に入れられる。即ち、この操作は、メモリ７ｅ−１０ｅ中の空間画像に対して順番に各画素に対して行われる。
【００４０】
メモリ７ｆ−１０ｆは、夫々の空間画像の各画素に対する積Ｓ1＜Ｓ1＞＊等を格納し、＜＞は平均化又は平滑化された値を示し、＊は複素共役を示す。処理手段は図示されていない。これらの積が画素毎に加算され、結果がメモリ１１中に配置され、この和が画素毎にメモリ１５からの画素に対する平方和の平方根によって除算されると、メモリ１６は各画素に対して、以下の式、
【００４１】
【数２】
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で表わされる強度値を含み、式中、αはコイル感度の平方和
【００４２】
【数３】
2004533292.tif 000005
であるが、所望であれば、単一のコイル感度ｂjであってもよい。これは、
【００４３】
【数４】
2004533292.tif 000006
となり、αは、生成される空間画像の強度についての、又は所与の数のコイルに亘る感度の平方和の平方根についての、又は画像化されている対象の画像に比例する強度を与えるコイルの任意の組み合わせについての、１つの特定のコイルｂjの感度である。
【００４４】
これは、αが正規化係数である前述のローマーの方法の最適組み合わせに対応する。
【００４５】
最終画像を発生するために、メモリ１６中の格納された複素画像の実数部を画素毎にメモリ１７中にとり、これをメモリ１２へ転送することが必要なだけである。或いは、最終画像は大きさ画像、即ち、各画素について、各強度値の実数部及び虚数部の平方和の平方根でありうる。雑音は、実数チャネル及び虚数チャネルの両方にありうる。実数部のみをとるとき、実数チャネル雑音はゼロの平均を有する。大きさをとることで、両方のチャネルからの雑音を組み合わせ、これを調整して非ゼロ平均とする。
【００４６】
平方和の正規化関数の代わりに、図示されるように、メモリ１５は、画像化されている対象の画像に比例する強度を与える１つの特定のコイル又は任意のコイルの組合せによって生成される空間画像を含みうる。
【００４７】
２５６×２５６画素の画像寸法が示されているが、任意の寸法が選択されうる。画像平滑化は３２×３２画素ブロックを平均することによってなされることが提案されたが、他のブロック寸法、又は画像がそのエリアに亘って平均される他のエリアが選択されうる。空間平均化によるフィルタリングの代わりに、データはｋ空間へ変換されえ全てのより高い空間周波数はゼロで乗算され、データは画像空間へ戻るよう変換される。他の例として、画像化される領域に対応する視野を生じさせるのに必要な最大位相エンコード傾斜磁場よりも低い最大位相エンコード傾斜磁場へ設定されたデータを用いて受信器Ｒ1−Ｒ4からのｋ空間データは、メモリ７ｅ−１０ｅのためのフィルタリングされたデータを生成するためにフーリエ変換プロセッサによって別々に変換されうる。
【００４８】
信号処理操作は、画像組み合わせユニット１４中のディジタル信号処理装置によって行われる。しかしながら、所望であれば少なくとも部分的にアナログ処理が使用されうる。
【００４９】
図７を参照して説明した標準的な方法により計算された最終画像と比較して、本発明の方法では、雑音が減少され、ゼロ平均を有しうるため、対象を妨害する可能性が低い。コントラストはこのように改善される。標準的な方法及び本発明の方法を用いて計算されたテスト対象の画像を、図１４及び図１５に夫々示す。このような改善されたコントラストは、医師が手術を計画するときの基礎をなしうるものであるため、もちろん非常に重要である。
【００５０】
概して、画像は、各コイルの相対感度を用いてアレイコイルＣ1−Ｃ4からの信号を組み合わせることによって発生される。従って、図２及び図３のいずれのアレイでも、各コイルに対して標準的な全視野画像が得られる。ＭＲ信号はコイルによって受信され、傾斜磁場によって適当にエンコードされ、各コイルによって受信される信号から夫々のｋ空間マトリクスが構築される。これらは、夫々、実画像を生成するためフーリエ画像に変換される。個々のコイルからの画像（組み合わされていない画像）は、複素形式又は大きさ形式で保存される。次に、組み合わされていない画像の画素毎の比率をとることにより、
【００５１】
【数５】
2004533292.tif 000007
の推定が行われ、ｂiはｉ番目のコイルの感度であり、αは、例えばコイル感度の平方和、単一のコイルｂjの感度、又は感度の他の組み合わせといった参照感度である。これは、組み合わされていない全ての画像に共通な画像化されている被写体に関する情報を分け、感度の比率を残す。ここで、この場合は相対感度である感度は、各画素において公知であり、結果として得られる画像Ｐの各画素の強度は、
【００５２】
【数６】
2004533292.tif 000008
として計算することが可能である。
【００５３】
従って、最終画像の各画素は、ローマーによって定義されるような最適な信号対雑音比を有する。各感度は、１つの特定のコイルによって除算されえ、これは選択されたコイルの感度を１に設定する効果、即ちＰの計算において正規化する効果を有する。個々のコイル信号によって除算する代わりに、例えばコイル信号の平方和の平方根といった、解剖学的構造信号に線形に比例するコイルの任意の組合せが使用されうる。これは、画素毎にコイルによって生成された各画像の強度の平方を計算し、これらの平方の和を計算し、平方根をとることによって生成される。これにより、標準の平方和画像と同じ信号性質を有するが、改善された信号対雑音比を有する画像が与えられる。
【００５４】
【数７】
2004533292.tif 000009
の推定値に含まれる雑音を低減するために、組み合わされていない画像は、除算の前に及び／又は除算の後に低域通過フィルタリングされうる（しかし除算の後の場合は、より洗練されたフィルタリングが必要とされる）。この低域通過フィルタリングは、解剖学的な構造の内容にぼけを生じさせるが、平滑化カーネルがコイル感度パターンの空間的は変化と比較して小さければ（通常は視野に亘って非常にゆっくりと変化するのみである）、得られた比率に対する影響は無視できるほど小さい。
【００５５】
尚、低域通過された形のものは複素（符号付き）データでゼロに漸近的でありうるため、複素の組み合わされていない画像はコイルから野信号が雑音レベルよりも大きくないときは大きさ画像に対して優っているように見える。
【００５６】
コイルは所与の画素に対して低い感度を有するため、改善された信号対雑音比及び位相エンコードされた動きアーティファクトの低下は、その寄与が減衰されたところで生ずる。アレイ中の幾つかのコイルが高い局所感度パターンを有するとき、例えば腔内コイルのとき、最終画像は全てのコイル情報を組み合わせうるが、ゆっくりと変化する空間パターンを有するコイルのみの感度プロファイルで表示される。例えば、前立腺コイルが外部フェーズドアレイと組み合わされれば、最終画像は外部フェーズドアレイの信号変調特徴を有しうるが、前立腺コイルが高い感度の領域を有するところでは局所的に改善された信号対雑音比を有しうる。これは、内部コイルに関連する局所的な感度の改善を維持しつつ、標準ディスプレイのダイナミックレンジで見ることが容易である。
【００５７】
与えられた特定の例は、４つのアレイコイルを示す。しかしながら、本発明は特定の数のアレイコイルに限られるものではない。また、コイルの特定の配置に限られるものでもなく、磁石の特定の形、即ち、電磁石、抵抗性或いは超伝導磁石、又は永久磁石に限られるものでもなくソレノイド型やオープン型といった任意の形状に限られるものでもない。
【００５８】
更に、本発明は、処理が画像領域で行われることに関して説明された。しかしながら、これは、最終信号の組合せ又は相対的なコイルの強度の計算のためにフーリエ領域で行われてもよい。
【００５９】
当業者は、以下の説明を、本発明の理論上の根拠の説明として認識するであろう。上述のように、アレイコイルからの組み合わされた画像の最適の偏っていない方法は、夫々が画素の位置での個々のコイル感度で重み付けされたコイル信号の画素毎の和に関連する。実際的な代替的な方法は、コイルからの画像を平方和の平方根（ＳＯＳ）として組み合わせるものであり、これは、信号対雑音比（ＳＮＲ）を低下させバイアスを生じさせうるため、特に局所的な信号対雑音比が低いところでは、部分最適な方法である。以下の説明では、コイル感度が、どのようにして、大局的な感度スケーリングまでの最適に近い方法で信号の組み合わせを可能とし幾らかの自由度を有するよう選択されうる画像から導出された量によって置き換えられるかについて説明する。一般的な大局的スケーリングファクタは、個々のコイル感度による、又はアレイ中のコイルの感度の幾つか又は全ての線形又はＳＯＳ組み合わせによるスケーリングを含む。提案される方法は、信号バイアスを低下させ、コイルが不均等な雑音レベルを有するときのＳＮＲを改善しうるものであり、画像アーティファクトを減少させうるものである。これは、バイアスを完全に除去しうる位相が補正されたデータを生じさせうる。更に、方法は、例えば外部骨盤アレイと組み合わされた前立腺コイルといった非常に局所化されたコイルを含むアレイからの画像が、いずれの場所でも最適に近いＳＮＲと、見るのを容易とする調整された強度変調で表示されることを可能とする。
【００６０】
所与の画素位置では、ｎ個のコイルのアレイ中のコイルｉからの信号Ｓiは、
Ｓi＝ρｂi＋ｅi            ［１］
であり、ρは関心となる自然のＮＭＲ信号であり、ｂiは当該の画素におけるコイルｉの感度であり、ｅiはコイルｉから出力される雑音である。コイル間に相関がないと想定すると、ρに対する最適のバイアスされていない推定値（Ｐopt）は、
【００６１】
【数８】
2004533292.tif 000010
によって得られ、重みωiは、
【００６２】
【数９】
2004533292.tif 000011
で与えられ、ｂjは当該の画素におけるコイルjの感度である。ｂiの場合、ｉはｌ−ｎの範囲の任意の数であり、ｂjの場合、jはｌ−ｎの範囲の固定の数である。
【００６３】
従って、
【００６４】
【数１０】
2004533292.tif 000012
であり、式中、アスタリスクは複素共役を示し、従来のｚ２≡ｚ＊ｚが成り立つ。Ｓiを代入することにより、式［４］はρに重み付けされた雑音の項を加えたものと理解することができ、
【００６５】
【数１１】
2004533292.tif 000013
となる。これにより、ρのバイアスされていない推定値が得られる。しかしながら、ρが空間的に変化する位相を有する場合、大きさの表現（｜ρ｜）が望ましい場合が多く、これは負の雑音寄与の調整によるバイアスを導入することがある。
【００６６】
ローマーは、生体内検査では各画素に対するｂiは通常は知られていないため、実際上は式［４］の代わりとなるものが採用されねばならないと結論付けている。これは、場当たり的に導入されたＳＯＳ組み合わせであるが、これは、
【００６７】
【数１２】
2004533292.tif 000014
の形のコイル感度（ｂi’）の推定値、ただし、
【００６８】
【数１３】
2004533292.tif 000015
、を用いて明示的に導出されうる。式［５］から得られるｂi’を式［４］から得られるｂiに代入することにより、予想される結果、
【００６９】
【数１４】
2004533292.tif 000016
が得られる。明らかに、ＰSOSはコイル感度のＳＯＳによって変調されるが、これは位置の強く変化する関数であれば、不利でありうる。
【００７０】
部分的に平行な画像化もまた、サブ・エンコードされたデータを展開するためにｂiの値を必要とする。目標画像化平面上で低解像度の完全に位相エンコードされた画像を捕捉し、他のコイル（例えば全身コイル）（６）で捕捉された別の画像又はアレイ（１１，１２）中のコイルからの信号の幾らかの組み合わせで除算することによりρへの依存性を除去することにより、ｂiを推定することが慣習となっている。従って、
【００７１】
【数１５】
2004533292.tif 000017
であり、但し、＜＞はデータがより低い解像度であることを示す。一般的には、アレイ中の１つのコイル（ｋ）が使用される場合は＜α＞＝＜Ｓk＞が用いられ、重み付けされた和に対しては、
【００７２】
【数１６】
2004533292.tif 000018
が用いられ、ＳＯＳ組み合わせに対しては
【００７３】
【数１７】
2004533292.tif 000019
が用いられる。尚、ＳＯＳ組み合わせの場合は、＜α＞がＮＭＲ信号の絶対値に比例するが、その他の場合は位相情報も含む。
【００７４】
この、ｂiを推定するための低解像度アプローチは、データセット全体が利用可能な非平行画像化捕捉と組み合わされてもよい。すると、低解像度データは、平滑化フィルタを適用することにより高解像度データ自体から直接得ることができる。ｂiは一般的には画像化体積に亘ってゆっくりと変化するため、基礎となる感度プロファイルを大きく歪ませることなく、かなりの平滑化カーネルが使用されうる。画像化されている対象（ρ）は、通常は微細な細部を有し、これはこの処理（＜ρ＞）によってぼけが生ずるが、これはいずれにしても割り切れるまで除算されるため、少しも重要ではない。現在の研究の経験と多くの平行画像化の報告は、かなり顕著により低い解像度のデータが使用されうることを示す。比率が得られた後、更なる平滑化又は曲線当てはめ手順が提供されうる。
【００７５】
式［７］から得られるｂi’を式［４］から得られるｂiに代入することにより
【００７６】
【数１８】
2004533292.tif 000020
が得られる。ここで、３つの仮定を行い、（１）平滑化は、Ｓiの雑音を無視できるほど小さい水準まで減少させること、（２）基礎となるコイルプロファイルは（上述のように）平滑化により保存されること、（３）動きアーティファクトといった定誤差はＳiになく、式［８］は以下のように簡単化されうる。＜α＞を順々の各コイル変調、＜α＞＝＜Ｓk＞、とすると、コイルｋに対して、
【００７７】
【数１９】
2004533292.tif 000021
が得られ、これは式［４］と比較して、ｂkＰoptであること、即ちコイルｋによって変調された最適再構成であることがわかる。ＰkのＳＯＳ組み合わせを作ることにより、
【００７８】
【数２０】
2004533292.tif 000022
が与えられる。従来のＳＯＳと比較したとき、この構成により何が達成されるかを調べるため、差δ＝ＰSOS−Ｐ’SOSを計算し、これは
【００７９】
【数２１】
2004533292.tif 000023
のときは、
【００８０】
【数２２】
2004533292.tif 000024
である。尚、δは常に≧０であり、従ってＰSOSは常に≧Ｐ’SOSである。この明らかな差は、ρの推定値のバイアスを反映しており、その大きさは雑音レベルに依存し、｜ρ｜に対して反比例して変化する。
【００８１】
単純な差、式［１１］は、特定の画像について、相対コイル感度を推定するために式［５］の代わりに式［７］を用いることによって何が得られるかを示すのに有用である。これは、δを２つの項の積へと分離するために概念上有用であり、１つの項はバイアスの全体的な大きさを示すもの、即ち、
【００８２】
【数２３】
2004533292.tif 000025
であり、１つはバイアスに対する対象に関連する構造を与えるもの、即ち、
【００８３】
【数２４】
2004533292.tif 000026
である。ここでξは画像の内在的な性質、即ち対象とコイル変調の積、を示し、βは適用される処理により増加又は減少される。更に、
【００８４】
【数２５】
2004533292.tif 000027
は、実験的に測定可能であり、モデルの有効性をテストすることを可能とする。βは、雑音に関連するバイアスのみを反映するため、全ての残る対象構造はモデルの無効化を示す。
【００８５】
ここで、個々の信号測定値を考える代わりに、集合が評価され、βの交差する項は平均するとゼロであり、
【００８６】
【数２６】
2004533292.tif 000028
となる。これは、式［１１］中で集合の差、
【００８７】
【数２７】
2004533292.tif 000029
を計算するために使用されうる。ｎ個のコイル全てが同じ雑音に寄与すると、
（外１）
2004533292.tif 000030
は
（外２）
2004533292.tif 000031
となり、但し、
（外３）
2004533292.tif 000032
は、（Ｒｅ（ｅ）2＋Ｉｍ（ｅ）2）の集合平均である。雑音の分散（σ2）が実数チャネルと虚数チャネルの両方で等しいとき、
（外４）
2004533292.tif 000033
は２σ2である。従って、
【００８８】
【数２８】
2004533292.tif 000034
であり、画像全体に亘って一定である。そのままでは、
（外５）
2004533292.tif 000035
は信号と同じ単位を有し、雑音の分散に依存する。ここで、他の測定可能な量、即ち信号対雑音比（ＳＮＲ）に関連するバイアス
【００８９】
【数２９】
2004533292.tif 000036
の次元のない正規化された測定値を構築することができ、
【００９０】
【数３０】
2004533292.tif 000037
で表わすことができる。ＳＯＳバイアス
（外６）
2004533292.tif 000038
は、従来のＳＯＳではなく最適な信号組み合わせを行うときに得られる改善の尺度を与える。改善の度合いは局所ＳＮＲに反比例し、使用されるコイルの数と共に増加する。従って、従来のＳＯＳは信号が減少するにつれて増加する余裕の分だけ信号によって過大評価される。これは、画像中の高信号領域と低信号領域の間の差を減少させ、画像コントラストの低下をもたらす。
【００９１】
バイアスが減少された画像を得るための他の方法は、式［８］中で｜＜α＞｜を用いることである。前述のものと同様、個々のコイルの変調された再構成に対して、＜α＞＝＜Ｓk＞とし、これにより
【００９２】
【数３１】
2004533292.tif 000039
となり、ＳＯＳについては、
【００９３】
【数３２】
2004533292.tif 000040
となり、但し、
（外７）
2004533292.tif 000041
は、対象の低解像度表現の共役位相である。この式は、Ｐoptがその完全な形で明示的に現れること以外は式［１０］と類似している。対象中の位相構造（例えば電界エコー捕捉による感受性効果による）は、平滑化の後も保存されれば、
（外８）
2004533292.tif 000042
と式［１６］は、
【００９４】
【数３３】
2004533292.tif 000043
となる。この式において、関心となる信号は実数成分に完全に含まれており、一方で雑音は実数成分と虚数成分の両方に亘って分布している。従って、実数部は虚数チャネル中の雑音を除去するよう選択されうる。大きさが取られれば、｜Ｐ”SOS｜は式［１０］のＰ’SOSと同じとなるが、ここでは｜ρ｜のみが必要であるため、Ｒｅ｛Ｐ”SOS｝だけをとることができ、所望であれば、任意の負の値をゼロに設定できる。結果は、
【００９５】
【数３４】
2004533292.tif 000044
と
【００９６】
【数３５】
2004533292.tif 000045
に対して、ＳＯＳ変調された位相補正されたＰoptが得られる。上記のいずれの場合も、本発明により、比率から推定されたプロファイルを用いた加算（Ｓｕｍｍａｔｉｏｎ  Ｕｓｉｎｇ  Ｐｒｏｆｉｌｅｓ  Ｅｓｔｉｍａｔｅｄ  ｆｒｏｍ  Ｒａｔｉｏｓ）（ＳＵＰＥＲ）の処理によりＰαが得られる。受信した信号をコイル感度の推定値へ変換するのに用いられる＜α＞は＜ρ＞に比例せねばならないが、それ以外の制約はなく、すぐに使用できる適用に適合するよう選択されうる。アレイの一部が、強く局所化された感度プロファイルを有するコイルから構成される場合は、＜α＞に対するこの自由な選択は便利である。例として、小さい腔内コイルが外部表面コイルと共に前立腺に隣接して配置される組み合わせがある。従来のＳＯＳ画像は、２つの不利な点があり、即ち、（１）その強度は前立腺コイルからの寄与により非常に不均一であり、（２）前立腺コイルの高い感度の領域では、より大きくより遠く離れた外部コイルは、前立腺コイルよりも多くの雑音に寄与するがより少ない信号に寄与し、それによりＳＮＲが低下する。外部コイルのみからの＜α＞を計算することにより、前立腺の領域ではより均一な強度を有し全ての場所で最適なＳＮＲと組み合わされるＳＵＰＥＲ画像が得られる。或いは、画像全体に亘って最も少ない強度変化を与える個々のコイルの変調された画像の線形の和、
（外９）
2004533292.tif 000046
又は
（外１０）
2004533292.tif 000047
が使用されうる。
【００９７】
［例］
１次元の純粋な実対象プロファイル（ρ）をガウスコイル感度プロファイル（ｂi）で乗算し、これに様々なレベルの雑音（ｅi）を加算したものを生成することによって、シミュレーションを行った。雑音は、平均値がゼロで標準偏差（σ）がＳＮＲ-1のガウス乱数であり、実数チャネルと虚数チャネルの両方に独立に加えられた。結果として得られる信号は、最適信号組み合わせ（Ｐopt）、従来のＳＯＳ（ＰSOS）、ＳＵＰＥＲ（Ｐ’SOS）、及び実ＳＵＰＥＲ（Ｒｅ｛Ｐ”SOS｝）プロファイルを計算することによって処理した。比較のため、ＰoptをＳＯＳ強度
（外１１）
2004533292.tif 000048
で乗算した。実験データは、脊髄用のアレイコイル（４つのコイル、線形形状）と前立腺用のアレイコイル（外部表面コイルと組み合わされた腔内前立腺コイル）を用いて０．５Ｔ  Ａｐｏｌｌｏシステム（マルコーニ・メディカル・システムス社、米国オハイオ州クリーブランド）で得られた。全ての受信コイルは体部コイル送信中、活性に減結合された。全体を通じて、各コイルからのデータをフーリエ変換して別個の画像を生成し、これらを複素データとして格納して、高速スピンエコーシーケンスを用いた。ファントムを、２００ミリ秒のＴＲ、２０ミリ秒のＴＥoff、２５ｃｍの視野（ＦｏＶ）、及び２５６×２５６のマトリクスで画像化した。脊髄の画像化のためには、ＴＲは４００ミリ秒であり、ＴＥoffは１２．４ミリ秒であり、ＦｏＶは５８ｃｍ、２５６×２５６のマトリクスである。前立腺画像は、ＴＲが５９３ミリ秒であり、ＴＥoffが２０ミリ秒であり、ＦｏＶは１６ｃｍ、１９２×２５６のマトリクスで得られた。
【００９８】
シミュレーション及びデータ処理は、ＩＤＬ５．４（リサーチ・システムス社米国コロラド州ボルダー）を用いて別々のワークステーション（ＵＮＩＸ（登録商標）を実行するＤＥＣ  Ａｌｐｈａ）上で行った。全ての平滑化は、フーリエ領域の切り捨て（２５６×２５６のマトリクスを３２×３２とする）の後に、残るデータに対してＨａｎｎｉｎｇウィンドウを適用することによって行った。１次元シミュレーションのために、２５６×１のマトリクスは３２×１へ切り捨てられ、続いてＨａｎｎｉｎｇウィンドウが適用された。
【００９９】
図１０に示すように、４つのコイルを用いた単純な対象に対する１０００回の独立した試行に対するシミュレートされた結果を得た。特に述べない限り、ＳＮＲは１０であった。図面（図１１−図１３）から分かるように、対象はコイルプロファイルのＳＯＳによって変調される全ての組み合わせで再現される。しかしながら、信号が低い領域では特に、差がある。各図中、平均信号が示されており、Ｐopt（図１０）からのＰSOS（図１１）、Ｐ’SOS（図１２）、及びＲｅ｛Ｐ”SOS｝（図１３）のバイアスが順次に減少することが明らかとされている。尚、予想できるように、誤差は低信号領域中ではより大きく、それによりコントラストを低下させる。
【０１００】
１つの実験的な実施では、シミュレーションと０．５Ｔでマルコーニ・メディカル・システムス社製Ａｐｏｌｌｏスキャナ上で動作するフェーズドアレイコイルからの実験データのためにＩＤＬ（リサーチ・システムス社米国コロラド州ボルダー）を用いて行われた。ＳＵＰＥＲ法は、ＰSOS中のバイアスを削除し、コントラスト対雑音比の改善と背景雑音信号の減少をもたらすことが分かった（図１４及び図１５）。また、信号の組み合わせの前に個々のコイルデータが大きさ画像として保存されれば効果的であることがわかった。
【０１０１】
図１４及び図１５は、同一のウィンドウ及びレベル設定で表わされた、４コイルアレイからの同じ複素の組み合わされていない画像の従来のＳＯＳ及びＳＵＰＥＲ再構成を（夫々）示す。対象の均質な領域中の測定された標準偏差は同じである（雑音レベルに変化がないことを示す）。信号バイアスは、図１４中の平均信号が図１５中の平均信号よりも１８％大きくし、それにより対象中の見かけのＳＮＲは高まるが、コントラストは、挺身号領域中の更に大きい信号バイアスによって大きく低下される。
【０１０２】
提案される方法は、信号バイアスを除去し、それによりコントラスト対雑音比が高まり、アレイコイルを用いた定量的な測定をより正確なものとする。これはまた、コイルが不均等な雑音レベルを有するときにＳＮＲを改善し、画像アーティファクトを減少させうる。本発明によるＳＵＰＥＲ法を用いた画素毎の信号加算は、アレイコイルデータの最適な信号組み合わせの利益が、コイル感度をデータ自体から直接の比率として推定することによって達成されることを可能とする。更なるデータは必要ではなく、従って、かかる費用はコンピュータ処理時間のみであり、ＩＤＬで書かれたソフトウエアを用いたとき、４コイル、２５６×２５６画素画像では、一般的には数秒である。
【０１０３】
本発明による方法で最善の結果を生じさせるために必要な２つの主な点は、（１）ローマーの元々の形式は絶対コイル感度を含むものであったが、実際は相対感度のみが必要であること、（２）コイル感度推定において雑音の変動を減少させるために平滑化を用いることである。これらにより、コイル感度の推定におけるランダムな誤差は平滑化して除去され、最終画像中では雑音からの１つの寄与のみが残るため、従来のＳＯＳアプローチに対して改善される。結果として、画像中の強度バイアスが低下又は除去され、一定の条件下では雑音レベルが低下する。
【０１０４】
ＳＵＰＥＲ法は、ＳＯＳと同様、複素入力データ又は大きさ入力データのいずれでも有効に動作するが、大きさ入力データの場合は入力データ中の雑音の調整によりバイアス及びＳＮＲ改善のうちの幾らかは失われる。これは、大きさデータとして格納された画像がＳＵＰＥＲ画像として遡って組み合わされうるという利点がある。
【０１０５】
最後になるが、本発明による（ＳＵＰＥＲ）法を画像領域アプローチとして示したが、同じ結果は、ＳＭＡＳＨ（ソディクソン・ディー・ケー（Ｓｏｄｉｃｋｓｏｎ  Ｄ  Ｋ）及びマニング・ダブリュ・ジェイ（（Ｍａｎｎｉｎｇ  Ｗ  Ｊ）  Ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ  ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ  ｏｆ  ｓｐａｔｉａｌ  ｈａｒｍｏｎｉｃｓ（ＳＭＡＳＨ）：ｕｌｔｒａ−ｆａｓｔ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｗｉｔｈ  ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  ｃｏｉｌ  ａｒｒａｙｓ．  医療磁気共鳴（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ）第３８号，第５９１−６０３頁（１９９７年））を一般化したものを用いてｋ空間（９）によって得られることについて述べておく。相対コイル感度を推定するために低解像度原位置（ｉｎ  ｓｉｔｕ）参照データを用いることは、ＳＵＰＥＲと部分的に平行な画像化の間をつなぐものである。もちろん、減少された位相エンコード捕捉が使用される場合、データはその参照ではありえず、低解像度の完全なデータセットが参照データとして使用されうる。これは、平行画像化の欠くことのできない部分であり、高められた捕捉速度を目的とする最適信号組み合わせのパワフルな可能性を表わす。ＳＵＰＥＲ法は、これを従来のアレイコイル画像化と一体化し、共通の利点を有する共通の方法を確立する。
【０１０６】
本発明について、望ましい実施例を参照して説明した。明らかに、上述の詳細な説明を読み理解することにより変更及び変形がなされうる。本発明は、添付の請求の範囲から生ずる全てのかかる変更及び変形を含むものと理解されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【０１０７】
【図１】公知の磁気共鳴イメージング装置の概略的な軸方向の断面図である。
【図２】図１の磁気共鳴イメージング装置のコイルアレイを示す平面図である。
【図３】図１の磁気共鳴イメージング装置のコイルアレイを示す側面図である。
【図４】図２及び図３に示すアレイの各コイルに対応するｋ空間中のデータを示す図である。
【図５】図４の各ｋ空間表現に対応する空間画像を示す図である。
【図６】図５に示すコイルからの空間画像データを組み合わせるための理論的な最適方法を示す図である。
【図７】図５に示すコイルからの空間画像データを組み合わせるための標準的な平方和方法を示す図である。
【図８】図５に示すコイルからの空間画像データを組み合わせるための本発明による装置において用いられる方法を示す図である。
【図９】本発明による装置の信号処理装置のアーキテクチャを示す図である。
【図１０】対象を通るスライスを示す図である。
【図１１】従来の平方和方法を用いたスライスの組み合わされた画像を示す図である。
【図１２】本発明の方法により大きさ画像として組み合わされたアレイのコイルの出力を用いてスライスの組み合わされた画像を示す図である。
【図１３】本発明の方法により複素画像の実数部として組み合わされたアレイのコイルの出力を用いてスライスの組み合わされた画像を示す図である。
【図１４】標準的な平方和方法を用いた実際の組み合わされた空間画像を示す図である。
【図１５】本発明の方法を用いた実際の組み合わされた空間画像を示す図である。
【図６】
2004533292.tif 000049
【図７】
2004533292.tif 000050
【図８】
2004533292.tif 000051
【図９】
2004533292.tif 000052
【国際公開パンフレット】
2004533292.tif 000053
2004533292.tif 000054
2004533292.tif 000055
2004533292.tif 000056
2004533292.tif 000057
2004533292.tif 000058
2004533292.tif 000059
2004533292.tif 000060
2004533292.tif 000061
2004533292.tif 000062
2004533292.tif 000063
2004533292.tif 000064
2004533292.tif 000065
2004533292.tif 000066
2004533292.tif 000067
2004533292.tif 000068
2004533292.tif 000069
2004533292.tif 000070
2004533292.tif 000071
2004533292.tif 000072
2004533292.tif 000073
2004533292.tif 000074
2004533292.tif 000075
2004533292.tif 000076
2004533292.tif 000077
2004533292.tif 000078
2004533292.tif 000079
2004533292.tif 000080
2004533292.tif 000081
2004533292.tif 000082
2004533292.tif 000083
2004533292.tif 000084
2004533292.tif 000085
2004533292.tif 000086
2004533292.tif 000087
【国際調査報告】
2004533292.tif 000088
2004533292.tif 000089
2004533292.tif 000090