(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ＮＭＲデータを蓄積するための複数のエントリを有するｋ空間マトリクスを、対象領域におけるスピン分布を表すデータであって空間変換によって磁気共鳴映像に関連づけられているデータで埋めることによって該対象領域に関連した映像を形成するための装置であって、
前記対象領域から複数のコイル応答信号をそれぞれ得るための複数のＲＦ受信コイル；
勾配位相エンコードを使用する複数の位相エンコード段階の各々において、前記複数のコイル応答信号を結合して、前記ｋ空間マトリクスに対する複数のエントリを提供する結合手段であって、前記複数のＲＦ受信コイルからの複数のコイル応答信号を第一組の重み付きで結合させることによって、該複数のコイル応答信号の第一の重み付き組合せを形成して前記ｋ空間マトリクスへの第一のエントリを提供し、また前記複数のＲＦ受信コイルからの複数のコイル応答信号を前記第一組の重みとは異なる第二組の重み付きで結合させることによって、該複数のコイル応答信号の少なくとも1つの第二の重み付き組合せを形成して前記ｋ空間マトリクスへの少なくとも1つの第二のエントリを提供する結合手段；及び
前記第一及び少なくとも1つの第二のエントリよりなる複数のエントリ数よりも少ない数の位相エンコード段階が行われた後に、前記ｋ空間マトリクスを変換して磁気共鳴映像を形成する映像再構成手段、
を包含する磁気共鳴映像を形成するための装置。
【請求項２】
前記複数のＲＦ受信コイルは、二次元コイル配列、Ｎ×Ｍコイル配列、及びラップアラウンドコイル配列、からなる群より選ばれる受信配列体を構成することを特徴とする、請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記第一の重み付き組合せと前記第二の重み付き組合せとが同時に形成されるように、結合手段が形成されることを特徴とする、請求項１に記載の装置。
【請求項４】
前記第一の重み付き組合せと前記第二の重み付き組合せとが逐次形成されるように、結合手段が形成されることを特徴とする、請求項１に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
発明の背景
本発明は広くは核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を用いた磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）に関する。さらに詳しくは本発明は多次元映像法に使用するのに適したＭＲＩデータをより効果的に取得し、提供するための方法及び装置に関する。
ＭＲＩは、体内組織及び構造を表すデジタル化ビデオ映像を得るために、現在まで広く受け入れられた、医学的に重要で、工業的に成立する技術である。多くのＭＲＩ技術が工業的に利用可能であり、又こうした技術を記載した多くの刊行物が発行されている。これらの多くは当業者に周知のフーリエ変換法を用いている。
一般に、ＭＲＩ装置は一定の均一な磁場を形成し、対象としている既知平面又は領域内に特定の追加バイアス磁場勾配を印加して核スピンを配向させ、高周波パルス又はパルス列を印加して核に摂動を起こさせる。既知バイアス磁場勾配中に置かれたこれらの核は磁場分布により決まる特定のバンド中で高周波（ＲＦ）信号を放射し、これらのＲＦ放射は受信コイルにより検出され、ｋ空間マトリクスとして知られているデータマトリクスに一連の情報として記憶される。マトリクス全体は、スピンの調整、その摂動、およびＲＦ信号の取得というサイクルの繰り返しによって構成される。このマトリクスをフーリエ変換することによって映像を得る。ここではＲＦ振動中の周波情報を、映像化される組織又は他の物質における核スピンの分布を表す空間情報に変換する。
核磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）は広範囲な器管系及び病態生理学法において、貴重な臨床診断手段であることが証明されている。解剖学的及び機能的情報はＭＲデータから収集され、基本的な映像技術の各改良と共に、新たな応用の開発が続いている。例えば、技術進歩で達成可能な空間分解能が向上するにつれて、ＭＲを用いて益々精細な解剖学的細部が映像化されそして評価できるようになってきた。同時に、高速映像過程により映像化にかかる時間が短縮され、多くの運動している構造が大きな運動偽像（artifact）を生じることなく、可視化できるようになっている。
しかし、空間分解能と映像化時間とは相容れないことが多い。なぜなら、高い分解能の映像にはより長い取得時間を必要とするからである。空間的及び時間的な分解能のバランスは、例えば冠状動脈構造の詳細が急速に脈動している心臓の表面で識別されなければならないような心臓ＭＲにおいては、特に重要である。心臓周期の大きい部分にわたって取得される高分解能の映像は、心臓の大きい運動によりぼけたり歪んだりする。一方、非常に高速な映像化は冠状動脈の過程及び開通性を追跡するのに必要な分解能を持たないであろう。エコー平面映像法（ＥＰＩ）のような現在行われている最も高速な映像法の幾つかは、心臓周期の適当に短い一部において程良い分解能の映像を生成する目標に近づいている。また他の方法では、映像の取得がＥＣＧ（心電図）ゲートにより数個の心臓周期にわたり分割されるところのｋ空間セグメント化を含む心臓運動の効果を消去し、各セグメントの取得中に心臓が収縮期又は拡張期の同一位相にあることを保証する試みがなされている。この技術を使用して、各心臓周期中におこる種々の異なった位相について取得した画像をつなぎ合わせ、複数の心臓位相の映画的映像を得ることもできる。この種の技術の一つの問題点は、呼吸運動が数個の心臓周期にわたる間に心臓の位置を変動させることである。そうすると、部分的な取得画像は整列ずれを起こし、偽像を生じる。呼吸運動を消去又は調整する試みにおいて、呼吸静止法、呼吸ゲート法、ナビゲータエコーゲート法等の技術が試みられており、それなりの成功を収めている。
それにも拘わらず、高分解能の映像を心臓周期における１ないし２位相内で快適に取得することを可能にする映像法があれば、多くの問題点やこれらの補償技術に関連した残留偽像を回避することができるであろう。
磁気共鳴（ＭＲ）映像を取得できる速度は既にここ十年間で劇的に向上している。速度の向上は磁石構造と動作の技術の進歩並びに映像法の革新の組合せに求めることができる。強力な高速に切り替わる磁場勾配と高速電子技術はデータ収集の間隔を大幅に減少した。一方、高速勾配エコー及びスピンエコー法は各スピン励起の後にｋ空間の大きな部分をサンプル抽出することを可能にすることにより映像取得時間を短縮した。エコー平面映像法（ＥＰＩ）、高速低角度撮影法（ＦＬＡＳＨ）、ターボスピンエコー法（ＴＳＥ）、及び螺旋映像法は全て引き続くデータ取得点間の間隔を非常に短くする。ＤＵＦＩＳ、ＯＵＦＩＳ、ＲＵＦＩＳ、及びＢＵＲＳＴ系の方法は、勾配切り替え及びエコー形成の間に起きる時間遅延を消去することにより映像取得時間をさらに短縮する。上記の８つの技術は次の文献に記載されている。Ｐ．Ｍａｎｓｆｉｅｌｄ、Ｍｕｌｔｉｐｌａｎａｒ  ｉｍａｇｅ  ｆｏｒｍａｔｉｏｎ  ｕｓｉｎｇ  ＮＭＲ  ｓｐｉｎ  ｅｃｈｏｅｓ．Ｊ．Ｐｈｙｓ．Ｃ．１０、Ｌ５５−８８（１９７７）;Ａ．Ｈａａｓｅ、Ｊ．Ｆｒａｈｍ、Ｄ．Ｍａｔｔａｅｉ、Ｗ．Ｈａｎｉｃｋｅ、Ｋ．Ｄ．Ｍｅｒｂｏｌｄｔ、ＦＬＡＳＨ  ｉｍａｇｉｎｇ：ｒａｐｉｄ  ＮＭＲ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｕｓｉｎｇ  ｌｏｗ  ｆｌｉｐ−ａｎｇｌｅ  ｐｕｌｓｅｓ．Ｊ．Ｍａｇｎ．Ｒｓｏｎ．６７、２５６−２６６（１９８６）;Ｊ．Ｌ．Ｌｉｓｔｅｒｕｄ、Ｓ．Ｅｉｎｓｔｅｉｎ、Ｅ．Ｏｕｔｗａｔｅｒ、Ｈ．Ｙ．Ｋｒｅｓｓｅｌ、Ｆｉｒｓｔ  ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ  ｏｆ  ｆａｓｔ  ｓｐｉｎ  ｅｃｈｏ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｑ．８、１９９−２４４（１９９２）;Ｃ．Ｍｅｙｅｒ、Ｂ．Ｈｕ、Ｄ．Ｎｉｓｈｉｍｕｒａ、Ａ．Ｍａｃｏｖｓｋｉ、Ｆａｓｔ  ｓｐｉｒａｌ  ｃｏｒｏｎａｒｙ  ａｒｔｅｒｙ  ｉｍａｇｉｎｇ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．２８、２０２−２１３（１９９２）;Ｉ．Ｊ．Ｌｏｗｅ、Ｒ．Ｅ．Ｗｙｓｏｎｇ、ＤＡＮＴＥ  ｕｌｔｒａｆａｓｔ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｓｅｑｕｅｎｃｅ（ＤＵＦＩＳ）．Ｊ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｓｅｒ．Ｂ１０１、１０６−１０９（１９９３）;Ｌ．Ｚｈａ、Ｉ．Ｊ．Ｌｏｗｅ、Ｏｐｉｍｉｚｅｄ  ｕｌｔｒａ−ｆａｓｔ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｓｅｑｕｅｎｃｅ（ＯＵＦＩＳ）．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．３３、３７７−３９５（１９９５）;Ｄ．Ｐ．Ｍａｄｉｏ、Ｉ．Ｊ．Ｌｏｗｅ、Ｕｌｔｒａ−ｆａｓｔ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｕｓｉｎｇ  ｌｏｗ  ｆｌｉｐ  ａｎｇｌｅｓ  ａｎｄ  ＦＩＤｓ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．３４、５２５−５２９（１９９５）;及びＪ．Ｈｅｎｎｉｎｇ、Ｍ．Ｈｏｄａｐｐ、Ｂｕｒｓｔ  ｉｍａｇｉｎｇ．ＭＡＧＭＡ１、３９−４８（１９９３）。
ＭＲ映像の速度をさらに増大することは、上記の高速映像技術が既に高い効率を上げているためかなり難しいことである。これらの技術の全てにおいては引き続くデータ点の取得間隔が非常に短く、そのため、映像を生成するのに必要なｋ空間マトリクスに対するデータの蓄積にかかる時間には余り無駄がない。例えばフローエコーＥＰＩ映像では、複素ｋ空間マトリクスの全体が単一スピン励起内に満たされ（次いで多段階磁場勾配の印加を含む多重スピン調整周期が続く）、得られる映像マトリクスは同様に実数及び虚数チャンネルの両方に蓄積される有用な情報により一杯（ｆｕｌｌ）である。しかし、現在使用されているほとんど全ての高速映像技術はデータを「逐次」形式で取得する。必要なデータ集合すなわちｋ空間データマトリクスが矩形ラスターパターン、螺旋パターン、高速ライン走査列、又はその他の新規な順序で満たされる場合、一度に一点及び一線で得られる。
すなわち、高速ＭＲ映像法の従来技術は、走査線間の間隔を減少することにより「逐次」取得の速度を上げることに重点を置いている。パルスシーケンス又は磁場勾配を改善することで、ｋ空間の逐次的スキャン速度を上げ、映像化速度を徐々に向上させてきたが、データ取得に関わる磁場又は信号の、発生・切り替え又は測定に時間間隔が必要であるため、この種の向上には限界がある。従って、現在の高速映像法に比べて有意に効果のある「逐次」取得方法を考案することは困難であると思われる。
今日までに、多重ＲＦコイル内での同時データ取得を用いた高速映像法が幾つか提案されている。［Ｄ．Ｋｗｉａｔ、Ｓ．Ｅｉｎａｖ、Ｇ．Ｎａｖｏｎ、Ａ  ｄｅｃｏｕｐｌｅｄ  ｃｏｉｌ  ｄｅｔｅｃｔｏｒ  ａｒｒａｙ  ｆｏｒ  ｆａｓｔ  ｉｍａｇｅ  ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ  ｉｎ  ｍａｇｎｅｔｉｃ  ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｍａｇｉｎｇ．Ｍｅｄ  Ｐｈｙｓ、１８：２５１−２６５（１９９１）;Ｄ．Ｋｗａｉｔ、Ｓ．Ｅｉｎａｖ、Ｐｒｅｌｉｍｉｎａｒｙ  ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ  ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ  ｏｆ  ａｎ  ｉｎｖｅｒｓｅ  ｓｏｕｒｃｅ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｐｒｏｃｅｄｕｒｅ  ｕｓｉｎｇ  ａ  ｄｅｃｏｕｐｌｅｄ  ｃｏｉｌ  ｄｅｔｅｃｔｏｒ  ａｒｒａｙ  ｉｎ  ｍａｇｎｅｔｉｃ  ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｍａｇｉｎｇ．Ｍｅｄ  Ｅｎｇ  Ｐｈｙｓ、１７、２５７−２６３（１９９５）;Ｊ．Ｗ．Ｃａｒｌｓｏｎ、Ｔ．Ｍｉｎｅｍｕｒａ、Ｉｍａｇｉｎｇ  ｔｉｍｅ  ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ  ｔｈｒｏｕｇｈ  ｍｕｌｔｉｐｌｅ  ｒｅｃｅｉｖｅｒ  ｃｏｉｌ  ｄａｔａ  ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ  ａｎｄ  ｉｍａｇｅ  ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ．Ｍａｇｎ  Ｒｅｓｏｎ  Ｍｅｄ２９、６８１−６８８（１９９３）及び米国特許第４，８５７，８４６号；並びにＪ．Ｂ．Ｒａ、Ｃ．Ｙ．Ｒｉｍ、Ｆａｓｔ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｕｓｉｎｇ  ｓｕｂｅｎｃｏｄｉｎｇ  ｄａｔａ  ｓｅｔｓ  ｆｒｏｍ  ｍｕｌｔｉｐｌｅ  ｄｅｔｅｃｔｏｒｓ．Ｍａｇｎ  Ｒｅｓｏｎ  Ｍｅｄ３０、１４２−１４５（１９９３）参照。］これらの方法によって、映像取得時間は有意に短縮されている。
Ｃａｌｓｏｎ及びＭｉｎｅｍｕｒａは、２連入れ子式ボディーコイルを用いて取得時間を半分にする技術を記載している。この方法においては、データ集合の一部分をそれぞれ２つのコイルによって同時に取得する（一つは均一な感度を、一つは線形勾配の感度を取得する）。ｋ空間における欠けた線部分は、他の位相エンコード線を用いて、一連の拡張を行うことによって埋める。ボディーコイルを用いるこの方法では、後処理によって欠けた線部分を埋める前に、ｋ空間マトリクス部分に関するデータの有意な一部を取得する必要があり、従ってデータが得られるのと同時に欠けた線部分を埋めることはできないように思われる。この方法においては、勾配位相エンコード段階のある部分の代わりにコイル感度情報を用いるが、これには欠点がある。Ｃａｌｓｏｎ及びＭｉｎｅｍｕｒａの用いたコイルはボディーコイルであり、表面コイルに比べてボリュームの適用範囲は広いが全体的な感度に乏しく、数を増加させて時間を節約するのは困難である。
Ｒａ及びＲｉｍの同時取得方法では、減少ＦＯＶの映像を一列の多重コイルで取得し、得られた映像のナイキストエイリアシングを構成コイル感度情報に参照して解除する。エイリアシング解除においては、ピクセルごとのマトリクス変換によってエイリアシングされた映像データの複数のコピーから完全なＦＯＶを再生する。Ｒａ及びＲｉｍの「サブエンコード」法は、各ピクセルの感度を効率良く探査することによって見積もられる構成コイルの感度に依存している。この各ピクセルを基準にした方法を用いた結果、局部的な偽像がつくられる。例えば、感度の低い領域においてマトリクス変換が不可能になる。さらに、各ピクセルを基準としたエイリアシング解除技術の本質上、Ｒａ及びＲｉｍの方法は計算に強く依存するものであり、映像が再構成される前に全ての映像データが揃っていなければならないので、後処理には限度がある。
関連の分野においては、多重コイル信号の集合がＭＲ位相配列系に用いられている。［Ｒ．Ｂ．Ｒｏｅｍｅｒ、Ｗ．Ａ．Ｅｄｅｌｓｔｅｉｎ、Ｃ．Ｅ．Ｈａｙｅｓ、Ｓ．Ｐ．Ｓｏｕｚａ及びＯ．Ｍ．Ｍｕｅｌｌｅｒ、Ｔｈｅ  ＮＭＲ  ｐｈａｓｅｄ  ａｒｒａｙ、Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．１６、１９２−２２５（１９９０）;Ｃ．Ｅ．Ｈａｙｅｓ及びＰ．Ｂ．Ｒｏｅｍｅｒ、Ｎｏｉｓｅ  ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎｓ  ｉｎ  ｄａｔａ  ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓｌｙ  ａｃｑｕｉｒｅｄ  ｆｒｏｍ  ｍｕｌｔｉｐｌｅ  ｓｕｒｆａｃｅ  ｃｏｉｌ  ａｒｒａｙｓ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ１６、１８１−１９１（１９９０）;Ｃ．Ｅ．Ｈａｙｅｓ、Ｎ．Ｈａｔｔｅｓ及びＰ．Ｂ．Ｒｏｅｍｅｒ、Ｖｏｌｕｍｅ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｗｉｔｈ  ＭＲ  ｐｈａｓｅｄ  ａｒｒａｙｓ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．１８、３０９−３１９（１９９１）参照。］このような系における多重受信信号の情報内容の増加は、ＭＲ映像の信号雑音比（ＳＮＲ）の増強に用いられる。初めて述べられて以来、位相配列の医療ＭＲ映像法における使用は増加してきた。例えば、位相配列により提供されるＳＮＲの向上により、肺脈管の映像化において有意な利点が生まれている。［Ｔ．Ｋ．Ｆ．Ｆｏｏ、Ｊ．Ｒ．ＭａｃＦａｌｌ、Ｃ．Ｅ．Ｈａｙｅｓ、Ｈ．Ｄ．Ｓｏｓｔｍａｎ及びＢ．Ｅ．Ｓｌａｙｍａｎ、Ｐｕｌｍｏｎａｒｙ  ｖａｓｃｕｌａｔｕｒｅ：ｓｉｎｇｌｅ  ｂｒｅａｔｈ−ｈｏｌｄ  ＭＲ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｗｉｔｈ  ｐｈａｓｅｄ  ａｒｒａｙ  ｃｏｉｌｓ．Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ１８３、４７３−４７７（１９９２）参照。］幾つかの顕著な例外を除いては、映像取得の「速度」又は分解能を向上させることは考慮されず、位相配列方法の大半は「感度」を増加させることに向けられている。
発明の概要
本発明によるＭＲＩ系では、多重コイルデータ収集系を用いて、逐次的というよりむしろ「並行」して、ｋ空間マトリクスの一部分を取得する。好ましい態様にあっては、映像化される体積部分についてそれぞれ異なった位置を占め、したがってそれぞれが異なるが少なくとも一部がオーバーラップする空間感度を有する、多重ＲＦコイルによって信号が得られる。多重コイルは好ましくは誘導結合を最小化するように位置し及び／又は最小化するように出力標本を得るが、各々が対象とする領域全体に分散している必要はないし、それぞれが独立している必要も無い。これら多重コイルによって収集された信号は、好適に選択された加重値を与えて（with weight）結合され、それぞれが正弦感度変調又は「空間調波」に近似した、２個以上の複合信号を生み出す。ここで言う「空間調波」とは、視野範囲の整数分の１である波長を有する空間感度における正弦及び／又は余弦変化のことをいう。これら空間調波複合信号のそれぞれの線は、従来のＭＲ取得法において個別の勾配段階を必要とする、ｋ空間マトリクスの追加線を構成する。従って、この様な信号の組み合わせを使用することによって、従来の勾配段階の幾つかが必要でなくなる。上記に概要を述べた技術は、ここに空間調波の同時取得（ＳＭＡＳＨ）と称する。この技術は、空間分解能又は信号雑音比（ＳＮＲ）を有意に損なうこと無く、乗法的係数の分だけ映像取得時間を短縮するのに用いられる。本発明は更に非フーリエ態様を包含する。ここでは、コイル信号が変換され又は加重値を与えられて、それぞれが小波などの非フーリエ空間分布に相当する複合信号を発生する。
好ましい態様にあってはＳＭＡＳＨ法は、ＭＲ映像装置を用い、多重表面コイルからの同時取得信号の線形的結合を利用してｋ空間におけるオフセットを有する多重データ集合を生じさせる。完全なｋ空間マトリクスは、これらの移動したデータ集合を相互挿入（interleave）ことによって再構成され、従って映像は勾配位相エンコード段階の通常数の断片のみを発生する。結果として、映像取得時間の合計は削減されるか又は一定の取得時間内に作成されるデータの全体量はこの同じ断片によって増加する。
本発明は概念上、検出装置を用いた空間エンコード処理により勾配位相エンコードを部分的に置換するものとみなしてもよい。ＳＭＡＳＨにおいては、振幅変調によってではなく、映像ボリュームの上又は周りに配列された多重コイルからの構成信号を結合した結果、異なる位相エンコード線（ｌｉｎｅｓ）を通常は識別する空間変調の幾つかが作成される。計算上は、空間エンコードの負担をスピン準備段階から信号検出及び結合段階に移すことによって、運転中にまたは事後に多重同時取得信号を結合させ、複数の異なる空間調波を発生させることができる。このように、ｋ空間における多重線は、単純に逐次的にではなく、並行して同時に取得される。
本発明に用いられる装置の代表的なものは、表面コイル配列における多重コイルから部分信号を取得し、幾つかの空間調波を正確に表す、異なる加重値を与えた２個以上の組み合わせに結合するものである。加重値は、コイルの位置関係に基づく理論的な計算によって与えられても良いし、生体内での映像化時におけるファントム映像について又はプレスキャンについて実施される較正法により導出したものであっても良い。較正法は数値最適化アルゴリズムを用いて、望ましい調波に最も近似する信号の線形組み合わせを得る係数を決定する。一旦、空間調波信号の組み合わせが決定されると、ｋ空間における欠けた線がうめられ、拡張したデータマトリクスのフーリエ変換によって従来通りのＭＲ映像が作成される。ＳＭＡＳＨコイル配列におけるコイルは、表面コイル、すなわちボディー表面上に位置するコイルであり、対象とする限定領域に渡って効果的にＭＲ信号を捕捉するように設計されたものであるのが好ましい。この様な表面コイルは通常空間的大きさが５〜５０ｃｍである。
【図面の簡単な説明】
本発明の上記した特徴及びその他の特徴は、本発明の代表的態様を例示する図を参照に、従来技術に鑑みた本明細書の説明によって理解されるであろう。
図１は、本発明及び従来技術に共通の特徴を有する一般的なＭＲＩ装置を例示する。
図２は、従来のデータ取得の標準的ＭＲ位相−歪み映像法の概略的説明図である。
信号データ集合の水平線それぞれは、異なる位相エンコード勾配値に相当する。位相エンコード勾配からは左側に示した空間変調が得られる。
図２Ａは、本発明のデータ取得の概要を例示する。
図２Ｂは、本発明の受信コイル配列及びそれに相当する映像平面の位置関係を例示する。
図３は、本発明の別の受信コイル配列、コイル感度及び構成コイルからの空間感度の構成を例示する。
図４は、図２Ｂのコイル配列によって形成される映像及びコイルの複素感度を例示する。
図４Ａは、加重値を与えられたコイル感度の関数に適合した空間調波を例示する。Ａ、Ｂ：単位絶対値に正規化した個々のコイル感度関数。Ｃ：均一感度（０次調波）への適合。Ｄ：１次調波への適合。
図５及び図５Ａは、最適化していないコイル組からの信号を用いた処理工程及び代表的映像、並びに本発明のプロトタイプ態様である図４Ａの適合処理を示したものである。
図６Ａ及び図６Ｂは、それぞれ従来技術及び本発明の処理によって得られたファントムのＭＲ映像を示す。
図７Ａ及び図７Ｂは、それぞれ従来技術及び本発明の処理によって得られたヒト頭部のＭＲ映像を示す。
発明の詳細な説明
図１は、常静磁場組み立て品、勾配コイル及び送信ＲＦコイルの集合体として示された１２と、１２を制御するプロセッサー１４と、通常、１４とオペレーターとの間に介在する従来のキーボード／制御ワークステーション１６とを含有する、ＭＲＩ系１０を概略的に例示する。これらの装置は一般に、ＭＲＩ系１０において特殊化したタイミング及び他の機能を実施する多重プロセッサー系を用いている（下記参照）。図１に示すように、ＭＲＩ映像プロセッサー１８は、検査される対象領域（例えば人体１）からの、ＲＦ  ＮＭＲ応答を表わすデジタル化データを、一般には当分野で公知の多重フーリエ変換処理装置を介して受信し、デジタル化した可視映像（例えば、画像要素又はピクセルの二次元配列。各要素は白黒又はカラーの異なるグラデーションで示される）を算出し、その結果をディスプレー１８ａ上に表示するか、印刷する。
この様な全体的操作にあっては、本発明に用いる装置は概して従来のものでよい。しかし、本発明によると、信号受信を同時に行うために多重表面コイル２０ａ、２０ｂ、…２０ｉを提供し、さらに相当する信号受信及びデジタル化チャンネルを提供することによって、基本的なＲＦデータ取得が改変され、それに次ぐ信号処理も変えられる。プロセッサーは集めた数値データを２個以上の空間調波に結合する（これを元に信号マトリクスの多重線が得られる）。装置及び較正情報の扱いが容易なので、この結合は、データの到達と同時に行われても良いし、後処理を通じて事後に行われても良い。
本発明の実施は、従来法の勾配位相エンコードについての記述；本発明の多重コイル信号の振幅変調により作られる空間エンコードとの比較；並びに空間調波において入手可能な情報の検討によってよりよく理解されるであろう。
一般的な例においては、スピン密度ρ（ｘ，ｙ）及びコイル感度Ｃ（ｘ，ｙ）を有する平面の磁気共鳴信号は以下のように表わすことができる。
0004044145.tif 000002
（ここでｋｘ＝γＧｘｔｘ及びｋｙ＝γＧｙｔｙ（γは回転磁気比、Ｇｘ及びＧｙはそれぞれｘ及びｙ勾配の大きさ、ｔｘ及びｔｙはそれぞれｘ及びｙ勾配において費やされた時間）である。）ここで、スピン励起関数及び緩和効果はパルス−シーケンス−特異的感度関数Ｃに組み込まれている。記号▲×▼は、畳み込み（convolution）を示す。コイル感度がおおよそ均一であるサンプル領域については、
0004044145.tif 000003
（スピン密度関数の空間フーリエ変換）と表わすことができる。ｋｘ及びｋｙに関して２重フーリエ変換すると、通常のスピン密度映像ρ（ｘ，ｙ）が再構成される。
従来技術の位相−歪み映像法においては、図２に示すように、周波数エンコード及び位相エンコード情報のｋ空間マトリクスは、対象とする映像平面について、様々な位相エンコード勾配値に相当する幅広い水平線によって表わされる一連の線を用いて作成される。各位相エンコード段階は、別々の空間変調に相当し、これらの空間変調は図の左における曲線によって概略的に示される。
一般に、先行技術の磁気共鳴受信コイル、特に表面コイルは、一様な感度を有していない。映像ボリュームの異なる領域からの信号は、サンプルボリュームに渡るコイルによって発生するＲＦ磁場の不均一性に関連した、多様な空間感度を有する電流をＲＦコイル内に発生する。標準的な円形表面コイルにおいては、大まかにはコイルから直径１個分下がった中央に感度の良い「スイートスポット」が存在する。この感度はあらゆる方向において位相の差異が増加するにつれて単調に減少する。伝統的な映像プロトコルでは受信コイルを標的組織の感度が最大である領域に対して位置付ける。
しかし本出願者は、正弦及び余弦を結合した空間感度プロファイルを有するコイル結合から信号を収集した場合、これらのコイルからのＭＲ信号は通常のコイル信号とは幾分異なる情報内容を有すること、単純な空間調波に相当する１個以上の収集信号を分解することによって、従来のものより大きな部分のデータ空間を埋めるのに用いることができることを発見した。余弦及び正弦感度波形の複素結合によって、下記式が得られる。
C（x,y）=exp｛iKyy｝=cosKyy+isinKyy                    ［2］
ここでＫｙは不均一なコイル感度の空間周波を表わす。従って、ＭＲ信号について、
0004044145.tif 000004
すなわち、不均一コイルからの結合ＭＲ信号は、ｋ空間において−Ｋｙの量だけ移動（ｓｈｉｆｔ）する。このｋ空間移動は、γＧｙｔｙ＝−Ｋｙの大きさのｙ勾配における回転によって生じる、位相エンコード移動に正確に一致する。従って、この移動した信号が均一コイルからの通常の信号と同時に取得される場合、ｘ及びｙ勾配における各適用について、ｋ空間において更に１本の追加線を得ることができる。本出願者はこの認識を利用して、一連の表面コイルによって収集された信号を空間調波信号に変換し、各集合信号からｋ空間の多重線を埋めた。この様な調波が均一信号（０次調波）に加えて発生される場合には、半数のｙ勾配段階を適用することによって、映像取得に必要な完全なｋ空間マトリクスを構成する。より大きなＫｙである高次の調波が加えられる場合には、ｙ勾配段階に必要な数を更に削減できる。均一信号に加えてＭ空間調波を表わす多重コイル機構においては、整数因子Ｍ＋１の分だけ取得時間を削減することができる。正及び負の指数両方が用いられる場合には、
Ｃｘ（ｘ，ｙ）＝ｅｘｐ｛±ｉＫｙｙ｝＝ｃｏｓＫｙｙ±ｉｓｉｎＫｙｙ  ［4］
で表わされ、各勾配エンコード線の上下の間隔Ｋｙにおいて、追加の線が表れる。この取得方法におけるｋ空間の位置関係を図２Ａに例示する。
従って、そのような空間調波の形態をした応答が得られる形状のコイルによって、信号を取得することができるなら、通常のスピン調節測定の一つに相当するｋ空間への追加を直接行うことができる。つまり、この様なコイルの配列を用いて幾つかのデータ線を同時に取得することができる。
本発明者は更に、配列の正味の感度によって望ましい正弦形を有する調波の構成が可能な限りは、配列中の各コイルの感度は、厳密な正弦形である必要が無いということを発見した。この認識によって、コイルの形状及び配置に関する制約が有意に緩和され、較正又は正規化処理を組み合わせることによって、様々な形状及び位置関係の多重コイルからの信号を、様々な方法で結合し、多重正弦感度プロファイルの正味の信号を得ることが可能となる。
図２Ｂは、コイル配列及び映像平面の位置関係を例示する。隣接する３個のコイルの組は、対象とする領域及び平面上に伸びる、表面配列内の別個のコイル出力と共に用いられる。患者を配置してＰ平面を調整するためにスピン準備磁場を適用し、例えば患者の心臓血管の横断映像を得るか、胴体の領域を横断して内容の映像を得る。コイル配列２０は映像化される領域の上又は下に位置し、コイル２０ａ、２０ｂ、２０ｃが領域Ｐから発するＲＦ信号に対して少なくともある程度の感度を有するようにする。例示的な態様にあっては、コイルはｙ方向にある程度互いに重なり合って誘導結合を最小化する。示したように、コイルは隣接する縁において重なり合う。別個に見た各コイルは、コイルの中心のすぐ上又は下において最も高く、コイルの中心から遠ざかるにつれて低下する感度関数を有する。本発明によると、これらのコイルからの信号を結合し、それぞれが単純な空間調波に相当する、幾つかの異なる「可視」又は合成信号を発生する。
図３は、上記した状況を、端と端をわずかに重なるように隣接させるように配置した８個の矩形コイル２０ａ、２０ｂ、…２０ｈの組を用いて概略的に説明する。図中のライン（Ａ）に示したように、各コイル２０ａ、２０ｂ…は感度曲線ａ、ｂ…を有する。各曲線は、コイル直下で広いピークを示し、コイルの実質的外辺部を超えると下降する。コイル感度の合計は、配列全体に渡って、０次空間調波に相当する、比較的一定の感度を形成する。図３の残りのライン（Ｂ）〜（Ｅ）は、これら各オフセットがあるがその他の点では等しいコイル感度関数の異なる曲線の再結合して新たに正弦空間感度を構成することを例示する。異なる加重値が与えられた各構成コイル感度によってＫｙの空間調波の幾つかに近似した正味の感度プロファイルが得られる。図においては、（この図ではガウス型として概略的にモデル化されている）コイル感度を結合して、λｙ＝２π／Ｋｙ（ここでλｙはｙにおける全コイル配列範囲の次数を有する）の基本空間波長の様々な分数部分における調波を発生する。加重値を与えた各コイル感度プロファイルは各構成コイルの下の、細い実線として表わす。点線は加重値を与えられた正弦又は余弦型関数を表わす。結合感度プロファイルは太い実線で表わす。これらの結合プロファイルは、配列に渡って理想的な空間調波に非常に近似している。
加重値の与えられた構成コイル信号の合計について、正味の感度プロファイルCtot（x,y）は、構成コイルの固有の感度プロファイルの線形的結合となる。この場合、Ｎ個の構成コイル配列について、下記式が成立する。
0004044145.tif 000005
ここでｈｊはｊ番目のコイル感度関数Ｃｊ（ｘ，ｙ）の加重値係数である。
図３に例示された本発明の一態様によると、コイル配列中の信号に、適当な加重を単に与えて結合することによって、そのコイル感度の結合に対する空間調波によって変調される振幅を有する信号を得ることができる。すなわち、Ｎ（この場合８）個の構成コイル信号を同時に取得し、様々な加重値を掛け、それぞれが別個の勾配位相エンコード段階又はｋ空間における別個のオフセットに相当する空間調波を表わす、計最大Ｎ個の異なる組み合わせに再結合させる。この追加的工程によって映像の取得時間が余計にかかるということはなく、後処理アルゴリズムの一部として、蓄積された信号データの処理を迅速に行うか、下に述べるように同時に実行される。
実施にあたっては、ＲＦ表面コイルの感度プロファイルは単純なガウスプロファイルではなく、一般に、実数及び虚数成分が複合したより複雑な関数である。コイル感度関数は、コイルの中心からの様々な距離における歳差運動スピンによって生じる信号の大きさ及び位相の両方について説明される必要がある。これらの大きさ及び位相は、下記の相互関係によって変化する。
0004044145.tif 000006
（ここでＥ（ｒ）はコイル内の位置ｒにおける所与のボクセル（微小体積）によって誘導される電圧、m（r）はボクセルの核磁気モーメント、B1xy（r）は電流１単位によってコイル内のｒにおいて発生した磁場のｘｙベクトル成分を表わす。Ｄ．Ｉ．Ｈｏｕｌｔ及びＲ．Ｅ．Ｒｉｃｈａｒｄｓ、Ｔｈｅ  ｓｉｇｎａｌ−ｔｏ−ｎｏｉｓｅ  ｒａｔｉｏ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｎｕｃｌｅａｒ  ｍａｇｎｅｔｉｃ  ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔ．Ｊ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．２４、７１−８５（１９７６）参照。）
この関係式によって、本発明のＳＭＡＳＨ再構成の結果は２つ導き出される。第一に、複素加重値ｎｊを割り当ててコイル感度関数の完全な情報内容が得られる。第二に、標的複素指数感度Ｃｘ（ｘ，ｙ）＝ｅｘｐ｛±ｉＫｙｙ｝＝ｃｏｓＫｙｙ±ｉｓｉｎＫｙｙは、別個に発生させ次いで正弦と余弦の結合によって得られるのではなく、好ましくは直接に得られる。複素コイル感度結合体の実数及び虚数部は、Ｃｘ（ｘ，ｙ）の実数及び虚数部に同時に適合される。これは、例えば標的プロファイルから派生した絶対値の合計又は他に類する数量を、適合度を測定する手段として用いた数値的最適化アルゴリズムによって達成される。下に述べるプロトタイプにおいて、この適合は直接に達成され、本出願者がＭＡＴＬＡＢプログラム言語（Ｍａｔｈｗｏｒｋｓ、ネーティック、マサチューセッツ州）で作成したデータ再構成アルゴリズムに結合される。この様な方法によって、大幅に増した速度で、良質の映像が得られることが確認されている。
ＭＲ映像装置を実際に設定する際には、ＳＭＡＳＨ信号取得用のコイル配置はＭＲ位相配列のものであっても良い。（Ｐ．Ｂ．Ｒｏｅｍｅｒ、Ｗ．Ａ．Ｅｄｅｌｓｔｅｉｎ、Ｃ．Ｅ．Ｈａｙｅｓ、Ｓ．Ｐ．Ｓｏｕｚａ及びＯ．Ｍ．Ｍｕｅｌｌｅｒ、Ｔｈｅ  ＮＭＲ  ｐｈａｓｅｄ  ａｒｒａｙ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．１６、１９２−２２５（１９９０）;Ｃ．Ｅ．Ｈａｙｅｓ及びＰ．Ｂ．Ｒｏｅｍｅｒ、Ｎｏｉｓｅ  ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎｓ  ｉｎ  ｄａｔａ  ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓｌｙ  ａｃｑｕｉｒｅｄ  ｆｒｏｍ  ｍｕｌｔｉｐｌｅ  ｓｕｒｆａｃｅ  ｃｏｉｌ  ａｒｒａｙｓ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．１６、１８１−１９１（１９９０）;及びＣ．Ｅ．Ｈａｙｅｓ、Ｎ．Ｈａｔｔｅｓ及びＰ．Ｂ．Ｒｏｍｅｒ、Ｖｏｌｕｍｅ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｗｉｔｈ  ＭＲ  ｐｈａｓｅｄ  ａｒｒａｙｓ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．１８、３０９−３１９（１９９１）参照。）実際に、ＳＭＡＳＨ映像法において有用なハード部品の多くは、従来の位相配列に用いられている。この配列は、幾つかの空間分離を有する、誘導上非結合の多重コイルを含み、コイルからのデータの独立した収集を受信する別個の受信器を有する。この様なコイルの誘導結合を最小にする上での技術的な問題点は、位相−配列ＭＲ映像装置における、多重コイル構造について上で指摘したが、２つの基本的な対策が考案されている。第一の対策では、適当に選択された幅で隣接するコイルを重複させて配列し、誘導結合を最小にする。第二の対策では、各構成コイルチャンネルにおいて低い入力インピーダンスの前置増幅器を用いる。これら二者の特徴は、本発明の様々な態様において、有利に用いられる。
プロトタイプ及び結果
上記に概略を述べた本発明の基本的な態様を、下記の方法で実施した。第一に、図２Ｂに示す線形ＲＦコイル配列を、空間調波を発生するのに適した位置関係に設定した。この配列は８インチ（２００ｍｍ）の矩形コイル３個を隣接させた、心臓映像用配列である。コイル配置の適合性を、まず数値上のシミュレーション（Ｂｉｏｔ−Ｓａｖａｒｔ法を組み合わせた分析を用いて式［６］の横磁場Ｂ１ｘｙ（ｒ）を計算）によって調べ、各コイルの感度プロファイルモデルを作成した。コイル配列を用いて容易に作成することのできる空間調波の数と、従って収集できる全ｋ空間マトリクス部分を考慮に入れ、部分映像取得を企図し、勾配段階及びＲＦパルスの制御を設定した。次いで配列の別個のチャンネル中の各コイルから同時に、従来の高速映像法を用いて映像データを取得した。最終的な映像を得るのに通常の信号データの部分しか使用しないため、データの収集には通常の映像時間の一部分しかかからなかった。
次に、蓄積された各コイル映像データを、後処理にかけるためにワークステーションに送った。数値シミュレーションでなくファントム映像データを用いて、配列中の構成コイルそれぞれについて各複素感度プロファイルを決定した。この工程を図４に例示する。ファントム映像法については、上記した映像取得に用いた、円形の水で満たしたダミーを映像平面に浮遊させ、一様なスピン密度を有すると分かっているファントム映像スライスを得た。図４のライン（Ａ）は図２Ｂの、別個に処理されたコイル２０ａ、２０ｂ、２０ｃそれぞれにおいて受信された別個の信号から発生した映像ａ、ｂ、ｃを示す。図４のライン（Ｂ）は、図の直径Ａに沿った、検出された信号から得られるコイル感度関数の対応する実数及び虚数成分を示す。
これら３個のコイルから望ましい空間調波感度を形成するのに適当な加重値を決定するために、反復適合法を用いて各空間調波を３個の感度の線形結合として表した。これは図４Ａに示すように行った。第一に、感度関数の実数及び虚数成分を正規化し、成分値ａ、b、cを図４ＡのパネルＡ、Ｂそれぞれにプロットする。次いで２００ｍｍの視野について、構成コイル信号の線形結合を最適化する加重値を、標的空間調波感度プロファイルに対する感度データの反復適合を行うことによって決定する。ここで複素加重値は適合パラメーターとして用いられ、標的プロファイルから派生した絶対値の合計は適合度を測定する基準として用いられる。図４ＡのパネルＣは０次調波に最も適合した結果（一様な感度に相当）を示す。パネルＤは一次空間調波に最も適合した例を示す。これらはそれぞれ、パネルＡ及びＢに示された３個のコイル感度の、複合係数を有する単純な線形結合として表わされた。
本発明のこの態様によると、映像取得の各コイル調整サイクル中に受信される蓄積コイル信号は、上記したように加重値で結合され、二つの異なるｋ空間移動信号に相当する、二つの異なる空間調波を与える。このデータ集合は次いで、図２Ａに示す順序で互いに挟み込まれ、完全なｋ空間マトリクスを生じる。このマトリクスは従来法により２重フーリエ変換にかけられ再構成ＳＭＡＳＨ映像を与える。プロトタイプにおいては、このデータは事後に再構成される。すなわち後処理を行って、複合空間調波感度を形成する加重値の好ましい集合を決定し、既に測定された信号をこれらの加重値で結合し、対応する空間調波測定信号を得る。しかし、装置の様々な態様にあっては、コイル感度についての所与の知識を用いて、予め最適加重値を決定しても良いし、コイル信号の変換を転送時に、すなわち同時に行ってもよい。例えば、コイルに付属した簡単なコントローラーを用いて、ルックアップ表から或いは他の線形又は非線形補間機構から適当な加重値を決定しても良いし、信号を結合して各空間調波に相当する別個の複合信号を生じさせても良い。神経ネットワークを用いて適当な加重値を「学習」するようにしても良い。
単純な形状のコイルにおいては、その感度を、一様なサンプルへのコイル応答の正規化から経験的に得ることなく、かなりの精度でモデル化することができる。より一般的には、図４及び４Ａに例示する工程を用いて、所与の映像平面について好ましい係数を決定することができる。この工程は、多くある平面のそれぞれについて、表が作成できるまで繰り返しても良い（対象とする平面の望ましい複合信号を作成する時に、必要とされる加重値を単に表で調べるだけで済む）。感度情報が予め判明している場合には、再構成には予備の感度測定又は反復適合工程を必要とせず、単に加重値合計の集合が関与してくるだけになる。いずれの場合にも、新しい複合信号が形成されると、追加的なデータを正しいマトリクス位置において入力するだけになり、完全なマトリクスは高速フーリエ変換処理される。この工程は、位相配列から従来の映像を得る時に一般的に行われる、後処理と同様に簡単に行われる。その上更に、ＳＭＡＳＨ法を用いて完全なｋ空間マトリクスを一旦構成すると、次いで行う映像取得のためのｋ空間マトリクス処理として、実質的に全てのフーリエＭＲ映像法で現在実施されているのと同じ処理を行うことができる。
図５及び５Ａは、このプロトタイプのｋ空間マトリクス構成をより詳しく例示する。勾配段階の数は通常の半分に、ｋ空間の幅は通常の倍になっており、３個のコイルそれぞれにおいてＲＦ応答が記録された。勾配位相エンコード制御が上記したものであるとすると、これらのＲＦ応答それぞれは望ましい視野の半分の映像に相当した。次いでコイル信号を異なる加重値で２つの集合に結合し、０次及び１次調波に相当する合成複合信号を発生させ、２個の合成応答を互いに挟み込んでｋ空間マトリクスの一つおきの線を埋めた。次いでマトリクスを従来法でフーリエ変換し、映像を形成した。その結果生じた映像は、視野全体に渡って完全な分解能を有した。図５に示すように、ライン（Ａ）は、各構成コイルにおける信号の取得を表わす。代表的な信号点Ｐは、各コイルにおいて検出され、従って各コイル信号と共に形成されるｋ空間における線の形成に寄与する。ライン（Ｂ）は上記したプロトタイプにおいて実施される工程を示す。これによると、コイル信号を結合し、ｋ空間マトリクスでそれぞれ異なる線を形成する第一の集合Ｓ０及び第二の集合Ｓ１を得る（図に示すように、それぞれ遇数列及び奇数列を得、互いに勾配段階１個分の違いに相当する）。ライン（Ｃ）は、これらを結合して得た完全なマトリクスを示す。
図５Ａは対応する映像及び信号を例示する。図のライン（Ａ）は、別個のコイル信号から再構成された、半視野の映像ａ、ｂ、ｃを示す。ライン（Ｂ）は、それらの信号自体を示す。ライン（Ｃ）は、２個の空間調波信号を示し、ライン（Ｄ）は完全に互いに挟み込んだ信号もしくはｋ空間マトリクスを示す。ライン（Ｅ）はライン（Ｃ）の信号から再構成された映像を示す。３つの中間段階（Ｂ）、（Ｃ）及び（Ｄ）は、図５で概略的に示した段階に相当する。
図６Ａ、６Ｂ及び７Ａ、７Ｂはそれぞれ、ＳＭＡＳＨ映像法を用いた３個のコイルプロトタイプ態様によって形成された、生体内のファントム映像を示す。図６Ａは、従来通りの計１０秒の取得時間で、ＴＳＥ法（より詳しくは下に述べる）を用いて得た、水で満たしたファントムのプロトン密度映像を示す。図６Ｂは、本発明のＳＭＡＳＨ法を用いて、５秒間で得た、図６Ａに同等な映像を示す。残留偽像を除いては、これらの映像は同一の外観である。
同様の結果が生体内で得られた。図７Ａ及び７Ｂはそれぞれ、健康な成人被験者の脳断面の対照用冠状映像及びＳＭＡＳＨ再構成冠状映像を示す。各映像はそれぞれ７１秒、３５秒で得られたものである。これら全ての映像は、高度な空間分解能及び良好なＳＮＲを実現する市販のハードウェア及び適切なパルスシーケンスを用いて得たものである。このように、５０％の取得時間削減が達成された。ここに述べたのと同様な取得時間の削減が、他の市販機器及びパルスシーケンス（例えば高速ＭＲ映像装置とそのシーケンス）を用いた場合にも達成された。複合空間調波感度プロファイルが不完全であるため、ＳＭＡＳＨ再構成映像には幾らか残留偽像が存在する。しかし、他の目的に用いられる既存のコイル配列を用いたプロトタイプ、コイル設計及びコイル感度マッピング及び空間調波発生の正確性における改善によって、こうした偽像の発生が最小限に抑えられることが期待される。
前記した映像を得る粗のデータは、市販の１．５テスラ全身臨床ＭＲ映像装置（ＰｈｉｌｉｐｓＮＴ、Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍｓ ｏｆ Ｂｅｓｔ、オランダ製）によって得られた。ファントム映像として、２００ｍｍ直径で様々な内部構造を有する標準的円形ファントムを用いた。ＳＭＡＳＨコイル配列としては、出願者の実験室に手近にあったプロトタイプコイル配列を用いた。このコイル回路の同等物は、（図２Ｂに概略的に示した配列と類似する）左右方向に僅かに重なり合うように直線上に配置された３個の矩形構成コイルからなる。これらのコイルは他の目的用に設計されており、コイル回路の詳細は適切なものであるとはいえないので、上記した単純な位置関係のものから予想される感度プロファイルよりも、複雑なプロファイルが得られた。図６Ｂ及び７Ｂにおいて述べた残留偽像が発生する最大の要因は、この感度の多様性にある。空間調波を発生するように設計された単純なコイルを用いることで、これらの残留偽像の発生を回避することができるであろう。
プロトタイプ映像法及びその装置についての更に詳細な説明を、以下に記す。
映像プランニング及びデータ収集
図６Ａ及び６Ｂのファントム映像を、以下のように得た。まず、コイル配列に渡って中心に位置するファントム映像については、ターボスピンエコーパルスシーケンスを用いて励起につき５エコーの条件で、配列平面に並行且つ８０ｍｍ上方に位置する６ｍｍ厚の冠状スライス面において、対照用映像データを取得した。視野（ＦＯＶ）は２００ｍｍで、ファントム上の中心に位置し、マトリクスの大きさは２５６×２５６であった。位相エンコードは、単純な信号平均を用いて、左右方向（すなわちコイル配列の方向）に実施した。３個の構成コイルチャンネルそれぞれからデータを同時に取得し、プロトタイプにおいては後の処理のため別々に貯蓄した。取得時間は１０秒であった。次いで、同じ方法及び映像パラメターを用いた第二の冠状スライスを利用して、構成コイル感度を測定した。第二のスライスは第一のスライスの１２ｍｍ上方（ファントム内の一様なスピン密度の領域）で取得された。次に、第一の映像を得たのと同じレベルで、半分の時間内に位相エンコード段階を二度用いて、したがって半分の視野で、左右方向に第三の映像を得た。マトリクスの大きさは２５６×１２８であった。取得時間は５秒で、第一の映像を得た時間のちょうど半分であった。
図７Ａ及び７Ｂの生体内映像については、被験者の頭部をコイル配列の上に配置し、ＳＮＲを向上させるために１０ｍｍ厚のスライスを有する８個の信号平均を用いた以外は、上記のファントム映像の場合と同じ平面上で、同じパラメターを用いて映像を得た。生体内映像感度の対照として、ファントムからのコイル感度映像も用いた。
コイル感度及び最適構成コイル加重値の決定
図４について上記したように、実際のコイル感度データを望ましい空間調波感度に適合させることによってコイル加重値を取得した。これを実施するには、ファントムの左右に渡る直径に沿った感度関数を、構成コイル感度対照映像から抽出する。ファントムは各映像の全範囲に渡り、感度対照映像平面は、一様なスピン密度の領域においてファントムを横断するので、これらの輝度プロファイルは直径に沿ったコイルの複素感度関数に正確に対応する。各成分表面コイルの感度は、コイルから遠ざかるにつれて単調に減少し、コイルの中心からの距離が大きくなるにつれて位相移動が大きくなる。勾配降下適合ルーチンを用いて、これらの感度関数を２個の標的空間調波（一様な感度に相当する０周波調波、及び２００ｍｍの視野に等しい変調波長を有する１次調波）に反復的に適合させた。図４ＡのパネルＣ及びＤにおいて示した適合は、標的調波に非常に近接した適合が、わずか３個のコイルを用いた場合でも構成コイル加重値によって達成されることを示している。僅かな小波残留が０次調波適合において存在したが、これはＳＭＡＳＨ映像再構成が不完全であったことが主な要因である。
映像再構成
図６Ａ及び７Ａの対照映像は、構成コイル対照映像を（四角の一辺の大きさ（square magnitude）の合計の平方根として）ピクセルごとに結合することによって取得した。
図５Ａは、ファントム映像のＳＭＡＳＨ再構成における中間段階を示す。生体内映像を得る工程は同一であった。反復適合からの加重値を用いて、半分の時間・半分のＦＯＶにエイリアシングされた映像（Ａ）を表わす３個の構成コイル信号（Ｂ）を、２個の複合信号集合（０次空間調波についての集合、及び１次空間調波についての集合（Ｃ））に結合した。最後に、２個の複合信号データ集合を互いに挟み込み、２５６×２５６の大きさのデータマトリクス（Ｄ）を得た。このマトリクスをフーリエ変換して映像（Ｅ）を再構成した（図６Ｂも参照）。
一般に、上記したＳＭＡＳＨ映像法は、公知のパルス法又はスピン調整法の多くに適用することができ、ｋ空間の部分情報を収集するのに用いた逐次的映像方法と利点を共有する。好適な空間調波がコイル配列を用いて作成される限り、ＳＭＡＳＨ再構成によって達成される取得時間の更なる短縮によって、分解能又はＳＮＲが大幅に犠牲になるということはない。このことは、例えば低フリップ角度法などの既存の高速映像法の多くにおいて、ＳＮＲ又は分解能が犠牲になるということと好対照を成す。
信号雑音比
図６Ａ及び６Ｂにおけるファントム映像を視覚的に検討すると、対照映像に比べ、ＳＭＡＳＨ再構成映像におけるＳＮＲの低下がわずかに認められる。この明らかな損失の一部は、残留偽像に由来する。ここでは最初の映像輝度の一部がエイリアシングした虚影信号によって「盗まれて」いる。しかし、２つの映像のＳＮＲプロファイル間には、他に顕著な差異が存在する。図６Ａ中の対照映像は、構成コイル映像の平方和を結合して作成されており（Ｐ．Ｂ．Ｒｏｅｍｅｒ、Ｗ．Ａ．Ｅｄｅｌｓｔｅｉｎ、Ｃ．Ｅ．Ｈａｙｅｓ、Ｓ．Ｐ．Ｓｏｕｚａ及びＯ．Ｍ．Ｍｕｅｌｌｅｒ、Ｔｈｅ  ＮＭＲ  ｐｈａｓｅｄ  ａｒｒａｙ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．１６、１９２−２２５（１９９０）参照）、ＳＮＲを向上させる位相配列映像において標準的に実施されている。この結合アルゴリズムによって、映像にわたって本質的に一定な雑音プロファイルを得る。このプロファイルは構成コイル感度間で有意に重なり合う領域を補強する、可変信号を（従って更に可変ＳＮＲも）有する。一方、ＳＭＡＳＨ再構成によって、可変雑音プロファイルを有する、一定信号映像が得られる。ＳＭＡＳＨにおける構成コイル信号の線形結合は、均一複合信号を形成するようにはっきり企図されている。これは映像平面に渡って平坦な正味の感度プロファイルＣｔｏｔを発生する、０次調波結合において最も顕著である。高次の調波は、有意な空間感度の多様性に関与しているのに対し、それらのプロファイルは全て単位係数の複素指数であり、絶対値映像においていかなる輝度の多様性も生み出さない。（換言すれば、実数チャンネルにおける感度の明らかな損失は、虚数チャンネルにおける感度の獲得によってちょうど補完される。）従って、ＳＭＡＳＨ再構成において、空間均一映像プロファイルに有利なように、構成コイルが重なり合う領域における輝度ピークを生じずにすむ。従って、均一性の修正法として、感度に依存した線形結合を、ＳＭＡＳＨとは独立して用いることができる。図６Ａにおける均一性を修正した映像は、図４Ａにおける０次調波プロファイル用に計算した加重値を用いて、構成コイル対照映像の線形結合によって作成することができる。Ｒｏｍｅｒ他は、位相配列から一定信号映像を生み出す組合せアルゴリズムのうち置き換え可能な組合わせについて述べているが、正確な空間調波で作成されるＳＭＡＳＨ映像法は同様の輝度プロファイルを有するであろう。
こうした映像輝度プロファイルについての考察は、主に信号雑音比の分子についてなされている。ＳＭＡＳＨ映像法の雑音行動は、ＳＭＡＳＨ再構成に印加される様々に結合されたデータ集合間の雑音相互関係の存在によって複雑なものとなっている。各コイルから出る雑音は、異なる調波複合信号それぞれにおいて（例え異なる加重値であっても）複製されるが、ここから雑音ボルト数の一部が一貫して付加されるという懸念が生じる。もし付加が純粋に一貫したものであれば、すなわち、もし雑音が理想的な波長で各複合信号に印加されれば、ｒｍｓ雑音値は、複合数の平方根の分、従来の全時間取得における値を超えるであろう。言い換えると、雑音相互関係によるＳＮＲ損失の上限は、短縮時間要素の平方根である。しかし実際には、信号結合は別々の複素加重値で形成され、これによって雑音相互関係は実質的にこの理論的限度を下回る。
構成コイル感度への依存
上記した態様にあっては、ＳＭＡＳＨ映像法は、空間調波発生についてのコイル感度の測定及び操作に依存している。空間調波に誤りがある場合、エイリアシング偽像及びＳＮＲ低下（例えば、映像の空間周波成分間における不適当な組み合わせ及び取り違え）が生じる得る。ここから、幾つかの実施上の問題が生じてくる。第一に、コイル感度を適度な正確性でもって評価することができなければならない。ファントム映像の感度マップはここに提示したＳＭＡＳＨ再構成に用いた。上記したように、較正に信頼性があるならば、コイル感度の数値シミュレーションも用いることができる。本発明は更に、生体内映像取得時の高速低分解能走査を用いた生体内評価を含む、直接感度評価を得る他の方法を用いて実施される。映像の低域濾波を用いて感度マップを作成することもできる。この方法では、較正、正規化及び複合信号作成のための加重値派生について、自動化することができる。
他に言及すべき詳細な点としては、Ｂ０及びＢ１磁場の不均一性が、真のコイル感度プロファイルを歪ませ、空間調波発生に干渉しうるということである。本件において用いられるＴＳＥ法のような、スピンエコー法は、静磁場の不均一性の重点を変えるという利点を有する。勾配エコー法も同様に機能することが判明している。本出願者によって用いられた加重値を見つけるアルゴリズムは、系統的な位相又は輝度誤差が存在する場合でも、残留の磁場不均一性をある程度自動的に補完し、正確な空間調波を発生した。実際に、この方法は、ＴＳＥなどのスピンエコー法のみならず、ＦＩＳＰや標準ＧＲＥなどを含む様々な勾配エコー法に直接適用できることが分かっている。
最後に、コイル配列の位置関係によって、ＳＭＡＳＨ再構成に好適な視野（ＦＯＶ）、位置及び映像平面の角部分は、ある制限を受ける。表面コイル感度プロファイルは、コイルの中心から遠ざかるにつれて変化する。広い範囲の映像平面位置関係はＳＭＡＳＨ再構成に矛盾を生じないことがシミュレーションにより示される一方で、距離と角度が大きくなると、感度関数が広く非対称になり再構成に欠陥が生じるようになることがある。この様な制約は、映像ボリュームに良好な適応範囲を賦与する感度を有する、より多くの構成コイルを用いることによって緩和できる。正確で柔軟な空間調波を生じるように特異的に調整されたＲＦコイル配列の設計は、上記した限界を克服するのに役立てる。
特に、本発明は、一以上の線方向に伸長した、多重構成コイルのコイル配置を使用することを企図する。例えばＮ×Ｍ矩形配列といった、２次元配列を用いることによって、多重方向に沿った空間調波の発生が可能になり、映像平面位置及び角部分についての制約が緩和される。ラップアラウンド配列もまた、ボディー平面を横断する平面における空間調波発生を可能にすることを企図する。筋肉体上部の表面配列又は底部の他の表面配列（おそらくは互いにある程度の線形相殺関係にある）にコイルを配置することによって、２者間の平面における空間調波を微調整することができ、そのような平面におけるＳＮＲ全体を増加させるという有利な点を付加させることができる。拡張した格子コイルを、正弦に非常に近似した感度プロファイルを有するように設計することもできる。このような多重コイル形状は全て空間調波の発生を向上することができ、より多くの多様な調波を発生させることができる。プロトタイプの態様で説明したように、これらの配列中の構成コイルは、重なり合っても良いし、必要に応じて低出力インピーダンス前置増幅器に出力して、誘導結合を最小化しても良い。本発明のＳＭＡＳＨの空間調波再構成工程を達成するために用いる、コイル感度を変換する単純な手段を、ＭＲ  Ｈｕｔｃｈｉｎｓｏｎ及びＲａｆｆが１９８８年に提唱したような大きなコイル配列に適用しても良い（Ｋｗｉａｔ、Ｅｉｎａｖ及びＮａｖｏｎ、上述を更に参照）。
コイルの数が１０より少ない場合の位相配列ピークが、有利な感度を有することが近年の研究で示されているが、より多くのコイルと新規なコイル配置を用いた配列によって、ＳＭＡＳＨ映像法による高速映像取得の利点が更に強化できることが観察されるであろう。図３及び４Ａから直感的に理解できるように、より高い周波の空間調波が望まれるほど、より多くの構成コイルが必要となるであろう。これは一部には、少なくとも単純な構成コイル形状にとっては、正味の感度関数の最も鋭利なカーブを描く部分が、構成コイルの大きさのオーダーに準ずるためである。上記したように、追加のコイルからの追加の感度情報は、空間調波の微調整及び映像質の向上に用いることもできる。
上記した従来のＭＮＲ装置に適用するＳＭＡＳＨは、勾配位相エンコードを、検出コイルに連結した空間エンコード工程に部分的に置換する。ここでは異なる位相エンコード線を区別する空間変調の幾つかが、映像ボリュームの上又は周りに配列された多重コイルからの信号を結合することによって形成される。この勾配配置からコイル配置への、並びにスピン準備段階から信号検出及び結合段階への、要因の移動によって、ｋ空間の多重線の同時取得が可能になる。２、５、１０あるいはそれ以上の因数での、映像化速度、分解能及び視野の強化が、十分な調波を発生する適当なコイル配列によって達成されることが予測される。
革新的な高速取得の他に、ＳＭＡＳＨは高速映像法として、多くの実用的な利点を有する。部分並行取得法として、殆どの既存の逐次的高速映像法と組み合わせることによって、倍数的に時間を短縮することができる。適当なコイル配列を除いては、特別なハードウェアを必要としない。
本発明の一つの態様として、上記したように、構成コイルの出力を適当な加重値に結合し、２個以上（上記したようにそれぞれは複合空間調波を表わす）の出力信号を発生するように企図されたデジタル信号プロセッサーを備えたコイル配列が挙げられる。プロセッサーを備えた配列は、従来の受信コイルに直接代用しても良い（この場合、ＭＲＩ装置の各スピン準備サイクルについて２本以上のデータ線を生じる）。したがって、プラグインコイル単位を既存のＭＲＩ装置と共に用いることによって、装置中の高価な磁石や他のスピン準備ハードウェアを交換すること無く、取得時間、視野又は分解能を、２以上の因数で直接強化することができる。有意な時間短縮を達成するには市販又は自家製のＭＲ位相配列で十分であり、ＥＰＩ勾配系等の、より高価な磁石強化物を備えていない装置で、ｍＳＭＡＳＨを実施することができる。構成コイル信号の結合は、事後に実施することができ、従って例えば、空間調波の微調整、適応制御偽像修正、または非フーリエ（例えば小波）エンコード及び再構成などの、広い範囲の後処理段階を行うことが可能になる。その上、基礎構成コイル変換又は加重値の構成、並びにあらゆる調整又は適応性調節の両方を実現するために、本発明は、応答又はコイル信号の評価及び信号の空間調波への同時結合を実施する通常の制御補完及び処理アセンブリーに加えて、デジタル信号プロセッサー又は神経ネットワークプロセッサーを含有することができることは注目に値する。最も単純な態様においても、空間調波の再構成によって、再構成映像の均質な輝度プロファイルが自動的に得られる。これはある種の映像法において利点となりうる。
ＳＭＡＳＨ取得法において節約された時間は、より良好な空間分解度及び／又はＳＮＲを得るための追加のデータを収集するのに用いても良いし、或いはそうでなくとも高速取得によって視野中の運動構造物から運動偽像を削減することができる。
従来のフーリエ変換映像系における勾配段階に同等な、追加のｋ空間線を生じる空間調波に相当する信号を発生する、プロトタイプの態様並びに映像取得速度、品質及び視野を向上させる単純コイル配列及び加工アセンブリを参照に本発明を説明してきた。しかし本方法は、小波や非フーリエ空間型などを含む他の様々な空間型を形成するコイル及びプロセッサーに幅広く適用し、ＭＲ映像法及びその系を置換・追加及び増強することができる。ここで述べた本発明から更なる変形及び改変が当業者によりなされうるが、こうした変形及び改変は本発明の範囲に含まれる。
【図１】
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【図２】
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【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
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【図３】
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【図３Ａ】
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【図３Ｂ】
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【図３Ｃ】
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【図３Ｄ】
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【図３Ｅ】
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【図４−１】
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【図４−２】
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【図４−３】
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【図４Ａ−１】
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【図４Ａ−２】
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【図４Ａ−３】
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【図４Ａ−４】
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【図５】
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【図５Ａ】
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【図６Ａ】
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【図６Ｂ】
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【図７Ａ】
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【図７Ｂ】
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