(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
撮像域を有する被検体の規定画像を作成する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムであって、
ａ）ＭＲＩシステムを用いて被検体の近傍に配置したＮ個の局所コイルの各々によって較正データを収集する（２０２）ようなパルスシーケンスを実行する手段と、
ｂ）ＭＲＩシステムを用いてＮ個の局所コイルの各々によって画像データを収集する（２０６）ような規定のイメージング・パルスシーケンスを実行する手段と、
ｃ）前記較正データを用いて較正画像を再構成する手段（２０８）と、
ｄ）ＭＲＩシステムを用いて規定画像の撮像域の外部に配置された被検体境界を表出している較正対象画像を収集する手段（２０２）と、
ｅ）前記較正画像を用いて各局所コイルに対するコイル感度画像を計算する手段（２１０）と、
ｆ）被検体境界に関する撮像域及び位置を用いて、規定画像内の各画素位置に対するエイリアシング折返し数Ａを計算する手段（２５４）と、
ｇ）前記コイル感度画像及び計算したエイリアシング折返し数Ａから感度行列Ｓを形成させる手段（２１２）と、
ｈ）前記手段ｂ）のパルスシーケンスで収集した画像データから画像Ｉを再構成する手段（２１４）と、
ｉ）前記感度行列Ｓ及び画像Ｉを用いてプロトン分布画像Ｍを計算する（２１６）ことにより規定画像を作成する手段と、を含むＭＲＩシステム。
【請求項２】
前記プロトン分布画像Ｍが、Ｓ*を感度行列Ｓの複素共役として次式、
Ｍ＝［（Ｓ*Ｓ）-1Ｓ*］Ｉ
を用いて計算されている、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項３】
前記手段ａ）が実行するパルスシーケンスが前記手段ｂ）が実行する規定のイメージング・パルスシーケンスと異なっている、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項４】
前記手段ａ）が実行するパルスシーケンスで収集した前記較正データ及び前記手段ｂ）が実行するパルスシーケンスで収集した前記画像データは、被検体内の実質的に同じイメージング・ボリュームから収集されており、かつ前記較正対象画像は実質的により大きなイメージング・ボリュームから収集されている、請求項３に記載のＭＲＩシステム。
【請求項５】
前記エイリアシング折返し数Ａを計算する手段が、その画素位置を通過するまでに、一致した境界位置が位相エンコーディング軸方向で増分Ｄだけ移動できる回数を計数する（２３３、２４８）、請求項１乃至４のいずれかに記載のＭＲＩシステム。
【請求項６】
前記手段ｄ）が、ｉ）規定画像により画定されるスライスを含む面内に配置された被検体全体を表出した較正対象画像を作成し（２２５）、
ｉｉ）前記較正対象画像内で被検体境界を位置特定し（２２９）、
ｉｉｉ）前記較正象画像内の画素を前記規定画像内の画素と一致させる（２３１）、請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明の技術分野は核磁気共鳴イメージングの方法及びシステムである。さらに詳細には、本発明は、感度エンコーディング（「ＳＥＮＳＥ」）技法を用いて磁気共鳴イメージング（「ＭＲＩ」）データを収集するための方法に関する。
【０００２】
【発明の背景】
人体組織などの物質を均一な磁場（偏向用磁場Ｂ0）にかけると、組織中のスピンの個々の磁気モーメントはこの偏向用磁場と整列しようとして、この周りをラーモアの特性周波数で無秩序に歳差運動することになる。この物質（または組織）に、ｘ−ｙ平面内にありラーモア周波数に近い周波数をもつ磁場（励起磁場Ｂ1）がかけられると、正味の整列モーメントＭzは、ｘ−ｙ平面内に来るように回転させられ（すなわち、「傾けられ（ｔｉｐｐｅｄ）」）、正味の横方向磁気モーメントＭtが生成される。励起信号Ｂ1を停止させた後、励起したスピンにより信号が放出され、さらにこの信号を受信し処理して画像を形成することができる。
【０００３】
これらの信号を用いて画像を作成する際には、磁場傾斜（Ｇx、Ｇy及びＧz）が利用される。典型的には、撮像しようとする領域は、使用する具体的な位置特定方法に従ってこれらの傾斜を変更させている一連の計測サイクルによりスキャンを受ける。結果として得られる受信ＮＭＲ信号の組は、ディジタル化され処理され、よく知られている多くの再構成技法のうちの１つを用いて画像が再構成される。
【０００４】
本発明を、よく知られたフーリエ変換（ＦＴ）イメージング技法の一変法（「スピン・ワープ（Ｓｐｉｎ−Ｗａｒｐ）」と呼ぶこともある）に関連させて記載することにする。スピン・ワープ技法については、Ｗ．Ａ．Ｅｄｅｌｓｔｅｉｎらによる「Ｓｐｉｎ−Ｗａｒｐ  ＮＭＲ  Ｉｍａｇｉｎｇ  ａｎｄ  Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ  ｔｏ  Ｈｕｍａｎ  Ｗｈｏｌｅ−Ｂｏｄｙ  Ｉｍａｇｉｎｇ」と題する記事（Ｐｈｙｓｉｃｓ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ａｎｄ  Ｂｉｏｌｏｇｙ，Ｖｏｌ．２５，ｐｐ．７５１〜７５６（１９８０））で検討されている。スピン・ワープ技法では、ＮＭＲスピンエコー信号の収集に先だって可変振幅の位相エンコーディング傾斜磁場パルスを利用し、空間情報をこの傾斜の方向に位相エンコーディングしている。２次元による実現形態（２ＤＦＴ）では例えば、空間情報をある方向でエンコーディングするために、位相エンコーディング傾斜（Ｇy）をこの方向に印加することによっており、次いで読み出し磁場傾斜（Ｇx）の存在下で位相エンコーディング方向と直角な方向でスピンエコー信号を収集している。スピンエコー収集の間に与えられる読み出し傾斜は空間情報を直角方向にエンコーディングしている。典型的な２ＤＦＴ画像収集では、パルスシーケンス内の位相エンコーディング傾斜パルスＧyの大きさが増分を受けている（ΔＧy）ような一連のパルスシーケンスを実行している。スキャンの間の収集により得られる一連のビューによりＮＭＲ画像データ組が形成され、このデータ組から画像を再構成することができる。位相エンコーディングされた各ビューの収集にはある有限の時間量が必要であり、規定の撮像域及び空間分解能を有する１枚の画像の取得に要するビューの数が多くなる程、それだけ全体のスキャン時間は長くなる。
【０００５】
スキャン時間を短縮することはＭＲＩにおける極めて重要な目標の１つである。患者の快適性が改善される以外に、スキャン時間を短くすることによって、より多数の患者に対してイメージング・システムを開放できると共に、患者の体動に起因する画像アーチファクトも減少する。ＳＥＮＳＥ（ＳＥＮＳｉｔｉｖｉｔｙ  Ｅｎｃｏｄｉｎｇ）は、Ｋ．Ｐ．Ｐｒｕｅｓｓｍａｎｎらによる「ＳＥＮＳＥ：Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ  Ｅｎｃｏｄｉｎｇ  ｆｏｒ  Ｆａｓｔ  ＭＲＩ」（Ｊ．Ｍａｇｎ．  Ｒｅｓｏｎ．４２，９５２〜９６２（１９９９））に記載されているような、複数の局所コイルを使用することによりＭＲＩデータ収集時間を短縮させている一技法である。その着想は、位相エンコーディング・ビュー間のステップサイズ（ΔＧy）を増加させること、または同じ意味合いで、撮像域を縮小すること、によって収集時間を短縮させることにある。いずれによる場合でも、スキャン時間の結果的な短縮によりそのビューの総数は少なくなる。しかし、縮小させた撮像域の外側に被検体が延びている場合、位相エンコーディング方向にエイリアシング（すなわち、ラップアラウンド）が生じる。このＳＥＮＳＥ技法では、表面コイルの受信磁場（感度（ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｉｅｓ）とも云う）に関する知見を用いることによってエイリアシングを減少させ、エイリアシングのないスピン分布を得ている。
【０００６】
話を簡単にするために、例えばｙ方向とすることができる位相エンコーディング方向のみの画像強度変動について考えることができる。Ｂ１受信磁場感度Ｓj（ｙ）（ここで、ｊ＝０，１，・・・，Ｎ−１）を有するＮ個の局所コイルを用いてＮＭＲデータを収集する。各局所コイルに対する再構成画像強度には、その受信磁場によって重み付けする。コイルｊに対する再構成画像がＩj（ｙ）であり、かつＴ１及びＴ２強調係数を含む理想的なプロトン密度分布がＭ（ｙ）であれば、
Ｉj（ｙ）＝Ｓj（ｙ）Ｍ（ｙ）        （式１）
が成り立つ。
【０００７】
ＭＲ画像内には位相エンコーディング方向にエイリアシング、すなわち折返し（ｒｅｐｌｉｃａｔｉｏｎ）が発生する。その折返し距離は撮像域と同じである。撮像域ＦＯＶを対象がこの撮像域範囲内に完全に納まるように選択すると、対象に関する折返しは重なり合わず、再構成画像には全くアーチファクトが生じない。その撮像域をｙ方向に係数Ｒの割合で縮小させると、これに応じてスキャン時間も係数Ｒの割合で短縮される。しかしここで、再構成画像はｙ方向にＦＯＶ／Ｒ＝Ｄの倍数の位置でエイリアシング（すなわち、折返し）を受けると共に、ここでエイリアシング折返しは重なり合い、結果的に診断上の利便性を損なわせることになる。ここで数学的には、この画像強度は、０≦ｙΔｙに関して、
Ｉj（ｙ）＝Ｓj（ｙ）Ｍ（ｙ）＋Ｓj（ｙ＋Δｙ）Ｍ（ｙ＋Δｙ）＋・・・＋Ｓj（ｙ＋（Ａ−１）Δｙ）Ｍ（ｙ＋（Ａ−１）Δｙ）
である。あるいは、この画像強度を次式のように表現することもできる。
【０００８】
【数１】
0004118108.tif 000002
【０００９】
上式において、ｊはコイル番号を意味し、Ｓj（ｙ）はコイルｊの感度であり、Ｍ（ｙ）はスピン密度（緩和効果を含む）であり、Ｄは縮小させた位相エンコーディングＦＯＶ（すなわち、Ｄは元のＦＯＶをＲで割ったもの）であり、またＡはその画素位置におけるエイリアシング折返しの数である。局所コイル感度Ｓj（ｙ）が既知でありかつＮ≧Ｒであれば、得られたＮ個の方程式を解くことによりそのプロトン分布Ｍ（ｙ）を得ることができる。（式２）は、行列形式で次式のように書くことができる。
Ｉ＝ＳＭ        （式３）
上式において、
【００１０】
【数２】
0004118108.tif 000003
【００１１】
【数３】
0004118108.tif 000004
【００１２】
並びに、
【００１３】
【数４】
0004118108.tif 000005
【００１４】
である。
【００１５】
ＩとＭはそれぞれ次元がＮ×１とＡ×１の行列であり、一方Ｓは次元Ｎ×Ａを有することに留意されたい。（式３）の解は、Ｓの疑似逆行列を用いて効率よく決定される。Ｓの複素共役転置行列をＳ*で表すと次式となる。
【００１６】
【数５】
0004118108.tif 000006
【００１７】
典型的には、コイル感度値Ｓj（ｙ）は２回の較正スキャンを実行することによって取得される。これらの較正スキャンは、スキャン対象を適所に位置させて規定の全撮像域の全体にわたって実行する。一方のスキャンからの較正データは実質的に均一な受信磁場を有する全身用ＲＦコイルを用いて収集しており、また第２の較正スキャンからのデータはＮ個の局所コイルの各々を用いて収集している。各局所コイルのＢ１磁場感度は、全身用コイルと表面コイルの各々とを用いて収集した複素較正画像同士の比を取ることにより取得される。
例えば、
【００１８】
【外１】
0004118108.tif 000007
【００１９】
がそれぞれ、表面コイルｊにより取得した全撮像域較正画像と全身用コイルにより収集した較正画像であるとすると、この表面コイルｊの感度は次式のように評価される。
【００２０】
【数６】
0004118108.tif 000008
【００２１】
ここで、全身用コイル及び表面コイルのスキャンが同じスキャン規定を用いて実行されていれば、その複素磁化項Ｍ（ｙ）は（式８）の比から消されることに留意されたい。この場合、その再構成画像は、撮像域全体にわたって通常は極めて均一であるような、全身用コイルのＢ１磁場により重み付けを受けたプロトン分布を有している。さらに、感度較正データは、「Ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ  Ｍｅｔｈｏｄ  Ｆｏｒ  Ｕｓｅ  Ｗｉｔｈ  Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ  Ｅｎｃｏｄｉｎｇ  ＭＲＩ  Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ」と題する同時係属の米国特許出願第０９／８５１，７７５号（２００１年５月９日提出）の記載のように、Ｎ個の表面コイルからの合成信号を用いて取得することができる。
【００２２】
ＳＥＮＳＥ技法では、各画素位置における重複したエイリアシング折返しの数Ａを決定することが重要である。一般に、その被検体のサイズが縮小のないＳＥＮＳＥの全撮像域（ＤＲ）と位相エンコーディング方向で正確に同じでなければ、ＡはＲと等しくない。Ａを過大評価した場合、その幾何学係数ｇがより大きくなることになるため、その画像ノイズはＡが正確である場合と比べてより大きくなる。Ａを過小評価した場合、その画素位置においてエイリアシングが完全には補正されなくなる。
【００２３】
【課題を解決するための手段】
本発明は、ＳＥＮＳＥ技法を用いて最適な画質が達成できるように画像内の各画素位置において重なり合うエイリアシング折返しの数（Ａ）を正しく決定するための方法である。さらに詳細には、較正収集により撮像対象の境界を位置特定するための対象画像を作成し、ＳＥＮＳＥ技法を用いて収集している各画像面において対象の境界を決定し、さらにこの対象境界及び各境界の既知エイリアス距離を用いて画像内の各画素位置においてエイリアシング折返し数（Ａ）を計算している。各画像画素位置において計算したエイリアシング折返し（Ａ）は、その画素位置においてＳＥＮＳＥ技法を用いてスピン密度信号Ｍ（ｙ）をより正確に計算するために使用される。
【００２４】
【発明の実施の形態】
先ず図１を参照すると、本発明を組み込んでいる好ましいＭＲＩシステムの主要コンポーネントを表している。このシステムの動作は、キーボード／制御パネル１０２及びディスプレイ１０４を含むオペレータ・コンソール１００から制御を受けている。コンソール１００は、オペレータが画像の作成及びスクリーン１０４上への画像表示を制御できるようにする独立のコンピュータ・システム１０７とリンク１１６を介して連絡している。コンピュータ・システム１０７は、バックプレーンを介して互いに連絡している多くのモジュールを含んでいる。これらのモジュールには、画像プロセッサ・モジュール１０６、ＣＰＵモジュール１０８、並びに当技術分野でフレーム・バッファとして知られている画像データ・アレイを記憶するためのメモリ・モジュール１１３が含まれる。コンピュータ・システム１０７は、画像データ及びプログラムを記憶するためにディスク記憶装置１１１及びテープ駆動装置１１２とリンクしており、さらに高速シリアルリンク１１５を介して独立のシステム制御部１２２と連絡している。
【００２５】
システム制御部１２２は、バックプレーンにより互いに接続させたモジュールの組を含んでいる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール１１９や、シリアルリンク１２５を介してオペレータ・コンソール１００に接続させたパルス発生器モジュール１２１が含まれる。システム制御部１２２はこのリンク１２５を介して、実行すべきスキャンシーケンスを指示するオペレータからのコマンドを受け取っている。パルス発生器モジュール１２１は、各システム・コンポーネントを動作させて所望のスキャンシーケンスを実行し、発生させるＲＦパルスのタイミング、強度及び形状、並びにデータ収集ウィンドウのタイミング及び長さを指示するデータを発生させている。パルス発生器モジュール１２１は、スキャン中に発生させる傾斜パルスのタイミング及び形状を指示するために、一組の傾斜増幅器１２７と接続させている。パルス発生器モジュール１２１はさらに、患者に接続した多数の異なるセンサからの信号（例えば、電極からのＥＣＧ信号やベローズから呼吸信号）を受け取っている生理学的収集制御器１２９から患者データを受け取っている。また最終的には、パルス発生器モジュール１２１はスキャン室インタフェース回路１３３と接続させており、スキャン室インタフェース回路１３３はさらに、患者及びマグネット系の状態に関連する様々なセンサからの信号を受け取っている。さらにこのスキャン室インタフェース回路１３３を介して、患者位置決めシステム１３４がスキャンのために患者を所望の位置に移動させるコマンドを受け取っている。
【００２６】
パルス発生器モジュール１２１が発生させる傾斜波形は、Ｇx増幅器、Ｇy増幅器及びＧz増幅器から構成される傾斜増幅器システム１２７に加えられる。各傾斜増幅器は、収集した信号の位置エンコーディングに使用する磁場傾斜を生成させるように、全体を１３９で表すアセンブリ内の対応する傾斜コイルを励起させている。傾斜コイル・アセンブリ１３９は、偏向用マグネット１４０及び全身用ＲＦコイル１５２を含むマグネット・アセンブリ１４１の一部を形成している。
【００２７】
システム制御部１２２内の送受信器モジュール１５０は、ＲＦ増幅器１５１により増幅しＲＦコイル１５２と結合させるようなパルスを発生させている。患者内の励起されたスピンが放出して得た信号は、同じＲＦコイル１５２により検知することもあるが、好ましい実施形態では、１５４に示す局所コイルアレイを利用している。この局所コイルアレイ１５４は撮像対象の患者解剖構造の周りに配置させており、スキャン中に発生したＮＭＲ信号を受信するための４個の別々のコイル素子（図２参照）を含んでいる。これらのＮＭＲ信号は、前置増幅器１５３によって個別に増幅し、送受信器モジュール１５０内の４つの別々の受信器の入力位置に加えている。増幅したＮＭＲ信号は、送受信器１５０の受信器セクション内で復調、フィルタ処理及びディジタル化を行い、４つの別々のｋ空間データ組を作成している。
【００２８】
局所コイルアレイ１５４は米国特許第４，８２５，１６２号に開示したものと同様である。図２を参照すると、各多重コイルの組は、その各々が可撓性のあるプラスチック基材上にエッチングした銅により製作した２つの表面コイル素子を備えている２つの可撓性のあるパドル１０及び１２により構成され、全体で４つのコイル素子となっている。各コイル素子は、概ね１２×２５ｃｍの１つの矩形ループであり、また隣接する素子は相互インダクタンスを最小にするように重なり合っている。これらの素子は、各素子の周りに分布させたコンデンサを用いてチューニングすると共に、ＲＦ伝送の際にこれらの素子のチューニングを外すことを可能にするインタフェース回路を追加している。これらのコイルは、図２に示すように、イメージング・ボリュームの前側と後ろ側に配置している。本発明がある特定の局所コイルアレイに限定されないこと、並びに市販されておりこの目的に適当であるような多くの代替的な局所コイルが存在することは、当業者には明らかであろう。
【００２９】
コイルアレイ１５４により取り込んだＮＭＲ信号は、送受信器モジュール１５０によってディジタル化し、システム制御１２２内のメモリモジュール１６０に転送する。画像スキャンが完了すると得られた４つのｋ空間データ組は、以下でより詳細に説明するようにして処理している。このデータはシリアルリンク１１５を介してコンピュータ・システム１０７に送られて、ディスク記憶装置１１１内に格納される。このデータは、オペレータ・コンソール１００から受け取ったコマンドに応じて、テープ駆動装置１１２上にアーカイブしたり、あるいは画像プロセッサ１０６によってさらに処理してオペレータ・コンソール１００に送られディスプレイ１０４上に提示させたりすることができる。
【００３０】
上述のＭＲＩシステムは、マグネット１４１のボア内に配置した患者に対して多くの規定スキャンを実行するために使用することができる。こうした規定（ｐｒｅｓｃｒｉｐｔｉｏｎ）は、使用されるイメージング・パルスシーケンスのタイプ（例えば、ＧＲＥ、ＦＳＥ、ＥＰＩなど）、並びに選択したパルスシーケンスに対する個別のスキャンパラメータ（例えば、ＴＲ、ＴＥ、フリップ角）を特定している。本発明は、スキャンをより高速で実行できるように、こうした任意の規定スキャンにより実行することができる。典型的には、このより高速なスキャンは、ｋ空間のすべてをサンプリングするのに要する位相エンコーディング・ビューがより少なくなるように、１つまたは複数の位相エンコーディング方向で撮像域を縮小することにより達成している。
【００３１】
具体的に図３を参照すると、イメージング・ボリュームを規定しているスキャンパラメータはその他のスキャンパラメータと共にオペレータにより入力される。これらは、処理ブロック２００で示すように、較正用事前スキャンのパラメータを決定するために利用される。図４では、こうした規定イメージング・ボリューム・スライス３つをアキシャル・スライス１４によって表している。これらの規定画像のＦＯＶは、図４で楕円体１６により表している撮像対象と比べてより小さいことがあり、このためエイリアシング・アーチファクトを生じさせることがある。好ましい実施形態では、その較正用事前スキャンは、上で引用した同時係属の米国特許出願第０９／８５１，７７５号の開示に従ってその感度を決定するためのデータを収集するために表面コイル素子１０及び１２を利用している。較正用事前スキャンを実行するために多くの様々なイメージング・パルスシーケンスを使用することができるが、好ましい実施形態では、その高速性やその他よく知られた特質があるために高速２Ｄグラジエント・リコールド・エコーのパルスシーケンスを利用している。この較正用事前スキャンでは、４５°のフリップ角度、１００ｍｓｅｃのＴＲ、かつ６ｍｓｅｃのＴＥと規定している。厚さが５〜１０ｍｍの連続したスライスを使用し、かつ各スライス内に１２８×１２８個のボクセルを備えさせることによりイメージング・ボリューム全体がカバーされる。これらのパラメータでは、典型的なイメージング規定と比べて分解能がより小さくなるが、その分解能は較正用事前スキャンの時間を制限しながら品質のよい感度行列Ｓを作成するには十分なものである。
【００３２】
この較正用事前スキャンはさらに、大きさが被検体１６を超えるような大きなＦＯＶ全体にわたるスライス画像の収集を含んでいる。図４では、これらの追加の被検体境界較正スライスを、被検体１６の境界全体を取り囲んでいるコロナル・スライス１８で表している。これら追加の較正スライスでは、上述のパルスシーケンスを用いるが、ＮＭＲ信号を受信するために局所コイル１０及び１２ではなく全身用コイル１５２を用いて収集している。より詳細には以下で説明するが、被検体１６の境界の位置特定を可能にする被検体境界較正データから画像が再構成される。
【００３３】
規定の較正用事前スキャン内の各スライス１４及び１８を２０２で示すように収集しているループに入る。この操作は患者をＭＲＩシステム内に位置決めした状態で実施する。最後の較正スライスを収集し終えたら（判断ブロック２０４で示す）、処理ブロック２０６で示すように規定の画像スキャンを実行する。上で指摘したように、任意のイメージング・パルスシーケンスを用いることができるが、ＲＦ励起はＲＦ全身用コイル１５２を用いて実行すると共に、ＮＭＲ信号収集は局所コイルアレイ１５４を用いて実行している。
【００３４】
ＳＥＮＳＥ技法により、選択した位相エンコーディング軸に沿って撮像域、すなわち位相エンコーディングの数を減らすことが可能となる。この選択した位相エンコーディング軸は任意の軸方向とすることができる。以下の検討では、この位相エンコーディング傾斜軸がｙ軸であるとして示しているが、任意の位相エンコーディング軸が可能であり、かつ本発明が特定の傾斜軸方向に限定されないことを理解すべきである。
【００３５】
さらに図３を参照すると、較正用事前スキャンの間の２Ｄ画像データ収集を用いて処理ブロック２０８に示すように一組の較正画像
【００３６】
【外２】
0004118108.tif 000009
【００３７】
を再構成している。この再構成は、各局所コイルにより収集した各スライス１４ごとに１２８×１２８の配列をもつ複素画素強度値を産生させるような２次元複素フーリエ変換である。次いで処理ブロック２１０において、各局所コイルｊに対する感度Ｓj（ｙ）を計算する。好ましい実施の一形態では、その局所コイル感度Ｓj（ｙ）は次式により計算される。
【００３８】
【数７】
0004118108.tif 000010
【００３９】
上式において、Ｎは局所コイルの数であり、
【００４０】
【外３】
0004118108.tif 000011
【００４１】
はイメージング・ボリュームの全撮像域にわたって表面コイルｊにより収集した複素画像である。（式９）での感度定義の欠点の１つは、対象の複素磁化Ｍ（ｙ）が対象磁化の位相を含んだままであることである。したがって、再構成画像内の位相情報が正確に表出されない。
【００４２】
第２の好ましい実施形態では、その感度Ｓj（ｙ）を次式で定義している。
【００４３】
【数８】
0004118108.tif 000012
【００４４】
（式１０）の感度定義は、その複素磁化が定義から完全に抜けているという利点を有しており、このため再構成画像でより正確な位相情報が得られる。この実施形態で起こりうる欠点は、（式１０）の分母にあるＮ個の複素項が部分的に消去される可能性があるため画像強度の重み付けの均一性が悪くなることである。（式９）の感度定義では、その分母にあるＮ個の因数が正に規定されているため、こうした消去は起こり得ない。
【００４５】
局所コイル感度Ｓj（ｙ）を計算するためのこれらの方法はいずれも、本質的には、局所コイル自体の較正画像強度と、すべての局所コイルの較正画像強度の合計との比を計算している。
【００４６】
処理ブロック２１２で示す次のステップは、感度行列Ｓを形成することである。上で（式６）に示したように、この感度行列Ｓは、個々のコイル感度Ｓj（ｙ）を合成して単一の行列にすることにより形成する。感度行列Ｓのエイリアシング折返し係数Ａは通常、全ＦＯＶのサイズを縮小させる係数にあたるＡ＝Ｒなどの仮定値に設定している。ここで図６の流れ図を参照しながら説明すると、各画像画素におけるエイリアシング折返し係数Ａの値を計算し、感度行列Ｓになるように詰め込むことにより、ＳＥＮＳＥ技法を改良することができる。図６の処理ブロック２２５で示すように、この最初のステップは、事前スキャン中に収集した被検体境界較正データを用いて被検体の画像を再構成することである。この再構成では、各コロナル・スライス１８に対して従来の２次元フーリエ変換をした後、各画像画素において大きさ（ｍａｇｎｉｔｕｄｅ）を計算している。次いで処理ブロック２２７において信号強度しきい値を確定させる。このためには、最大信号強度を有する対象画像内で画素を位置特定し、この最大強度のしきい値率（ε）を計算することによる。得られたしきい値は被検体境界の範囲内にある画素を表している。このしきい値率（ε）は手作業で設定しており、典型的には０．０１〜０．１の範囲にある。次いで処理ブロック２２９において、確定したしきい値を超える強度を有する画素が発見されるまで、被検体画像の辺縁から位相エンコーディング方向で内側方向にサーチすることにより、被検体境界を位置特定する。この位置までに通ったすべての画素はゼロに設定すると共に、画像の中心に到達したら、この経路に沿ったサーチは停止する。これにより、被検体１６の外部にあるすべての画素がゼロに設定されているような較正対象画像が作成される。
【００４７】
得られた較正対象画像は、異なるスライス方向で異なる画像分解能により収集されることがあるため、必ずしも規定画像と一致していない。したがって、次のステップでは、処理ブロック２３１に示すように、較正対象画像を規定スライス画像と一致させている。この操作は較正対象画像の画素間で線形補間を行い、位相エンコーディング軸方向（ｙ）で規定スライス画像内の画素と一致した画素を生成させることにより実施している。
【００４８】
次いで、各規定画像内の各画素位置に対するエイリアシング折返しＡを決定するループに入る。処理ブロック２３３に示すように、最初のステップは、画像画素において下側の被検体境界により生成されるエイリアシング折返し数ｎLを計算することである。図５を参照すると、与えられた任意の画素２４０に対して、位相エンコーディング軸方向で画素２４０と一致した下側の被検体境界点ｅLを位置特定する。この操作は、一致させた較正対象画像の最下部から上方向に非ゼロの画素が発見されるまでサーチすることにより実施される。次いで、カウンタを１に設定した状態で開始し、この下側境界点ｅLを、画素Ｄ個の増分単位で位相エンコーディング軸方向で上方向に移動させ、ｅLが画素２４０の全体を通るまでこの増分の回数を計数する。この例では、位置ｅLは、破線２４６で示すように画素２４０の全体を通るまでに、破線２４２及び２４４で示すような増分２回分だけ上方向に移動させている。したがって、計数される下側折返し数ｎLは３となる。
【００４９】
図６の処理ブロック２４０で示すように、この処理は上側境界点ｅUを用いて反復させる。すなわち、画素位置２４０の全体を通るまでに、上側境界点ｅUを位相エンコーディング軸方向で下向きに移動可能な画素Ｄ個の増分回数を計数する。図５の例では、点線２５２で示すように画素位置２４０の全体を通るまでに、点線２５０で示すように１回だけの増分が生じている。したがって、上側境界折返し数ｎUは２となる。
【００５０】
ここで再度図６を参照すると、ある画素に対する上側と下側の境界折返しｎL及びｎUを決定し終えた後、処理ブロック２５４においてその画素位置での全エイリアシング折返し（Ａ）を計算する。この計算は次式による。
Ａ＝ｎL＋ｎU−１        （１１）
判断ブロック２５６で示すように、この処理を規定スライス内の各画素位置に対して反復する。さらに、判断ブロック２５８で示すように、規定の各スライス位置ごとにこの処理を反復する。得られるアレイ状のエイリアシング折返し値Ａは、規定の縮小ＦＯＶスライス画像の各々の各画素位置にあるエイリアシング折返し数を示している。これらの値は各画素位置に対するコイル感度行列Ｓで使用する。
【００５１】
図３の処理ブロック２１４で示すように、本方法の次のステップは、その各々が各局所コイルにより作成される２Ｄ画像を再構成させることである。この処理は、収集した画像データに対して２Ｄフーリエ変換を実行し、その複素強度値を（式４）の表現のようなアレイＩの形に編成させることにより実現される。次いで処理ブロック２１６において、上述の（式７）を用いてプロトン分布画像Ｍを計算する。
Ｍ＝［（Ｓ*Ｓ）-1Ｓ*］Ｉ
上式において、Ｓ*は感度行列Ｓの複素共役である。典型的には、得られた画像Ｍ内の各画素位置におけるＩとＱの値からマグニチュード画像が計算される。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を利用しているＭＲＩシステムのブロック図である。
【図２】図１のＭＲＩシステム内で患者をアレイ状の４つの局所コイルで取り囲んでいることを表した概要図である。
【図３】本発明の好ましい実施形態を実現するために図１のＭＲＩシステムにより実行する各ステップを表した流れ図である。
【図４】対象の較正収集とＳＥＮＳＥ技法を用いた多数のスライス画像収集とを表しているような、図１のＭＲＩシステムでスキャンを受けた被検体の図である。
【図５】本発明の教示に従ってエイリアシング折返しを計算するための方法を表している画像の図である。
【図６】図５の画像内の各画素に対するエイリアシング折返し（Ａ）を計算するために使用する各ステップを表した流れ図である。
【符号の説明】
１０  パドル、局所コイル
１２  パドル、局所コイル
１４  アキシャル・スライス
１６  撮像対象、被検体
１８  コロナル・スライス
１００  オペレータ・コンソール
１０２  キーボード／制御パネル
１０４  スクリーン、ディスプレイ
１０６  画像プロセッサ・モジュール
１０７  コンピュータ・システム
１０８  ＣＰＵモジュール
１１１  ディスク記憶装置
１１２  テープ駆動装置
１１３  メモリ・モジュール
１１５  高速シリアルリンク
１１６  リンク
１１９  ＣＰＵモジュール
１２１  パルス発生器モジュール
１２２  システム制御部
１２５  シリアルリンク
１２７  傾斜増幅器システム
１２９  生理学的収集制御器
１３３  スキャン室インタフェース回路
１３４  患者位置決めシステム
１３９  傾斜コイル・アセンブリ
１４０  偏向用マグネット
１４１  マグネット・アセンブリ
１５０  送受信器モジュール
１５１  ＲＦ増幅器
１５２  全身用ＲＦコイル
１５３  前置増幅器
１５４  局所コイルアレイ
１６０  メモリモジュール
２４０  画素
【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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