磁気共鳴画像MRIシステムを用いて、対応する複数のスライス位置から同時に取得される画像データから、対象を示す複数の画像を再構成する方法において、a異なる位相を有するRFradiofrequencyエネルギーを、複数のスライス位置にそれぞれに適用した後に、前記MRIシステムで前記複数のスライス位置から画像データを同時に取得するステップと、b前記ステップaで前記複数のスライス位置に適用された異なる位相の1つを有するRFエネルギーを、前記位相に対応する複数のスライス位置の1つに適用した後に、前記MRIシステムで参照画像データを取得するステップと、c前記ステップaで適用された前記RFエネルギーの異なる位相のそれぞれに対して前記ステップbを繰り返して、前記複数のスライス位置のそれぞれに対して参照画像データを取得するステップと、d前記ステップaで取得される前記画像データから、エイリアス画像を再構成するステップと、e前記ステップbおよび前記ステップcで取得される前記参照画像データから、参照画像を再構成するステップと、f前記ステップdで再構成された前記エイリアス画像、および、前記ステップeで再構成された前記参照画像を用いて、前記複数のスライス位置のそれぞれに対して非エイリアス画像を生成するステップと、を有することを特徴とする画像データから対象を示す複数の画像を再構成する方法。前記ステップfは、前記参照画像の大きさ、前記参照画像の位相、および、前記エイリアス画像を、前記非エイリアス画像のそれぞれに関連付ける連立方程式を解くステップを有することを特徴とする請求項1に記載の方法。前記ステップfの連立方程式を解くステップは、最小二乗推定を用いることを含むことを特徴とする請求項2に記載の方法。前記ステップfの連立方程式を解くステップは、前記各参照画像の大きさと、前記参照画像の1つと同じ位相の正弦および余弦の少なくとも1つと、の積である項目を有するエンコードマトリックス、を用いることを含むことを特徴とする請求項2に記載の方法。前記ステップfは、前記非エイリアス画像を生成する前に、位相ドリフトに対して前記エイリアス画像を補正することを含むことを特徴とする請求項1に記載の方法。前記ステップaで取得される画像データは、画像データの時間的経過であることを特徴とする請求項1に記載の方法。前記画像データの時間的経過は、前記ステップaにおける前記画像データの取得中に前記対象で生じるニューロン活動を表す機能的画像データであることを特徴とする請求項6に記載の方法。前記ステップaで取得される前記画像データは、多重チャネル受信コイルアレイで取得され、前記ステップbで取得される前記参照画像データは、前記多重チャネル受信コイルアレイの多重チャネルの1つに対して取得され、前記ステップcは、前記複数のスライス位置のそれぞれに対して前記ステップbを繰り返す前に、前記多重チャネル受信コイルアレイの各チャネルに対してステップbを繰り返すステップを含むことを特徴とする請求項1に記載の方法。前記ステップfは、前記参照画像の大きさ、前記参照画像の位相、および、前記エイリアス画像を、前記非エイリアス画像のそれぞれに関連付ける連立方程式を解くステップを有することを特徴とする請求項8に記載の方法。前記ステップfは、前記多重チャネル受信コイルアレイの異なるコイルのそれぞれで、前記各スライス位置から取得される前記参照画像データに対応する前記参照画像のそれぞれを平均することよって、前記各スライス位置に対して平均参照画像を生成することを含むことを特徴とする請求項9に記載の方法。前記連立方程式が、前記各平均参照画像の大きさと、前記平均参照画像の1つと同じ位相の正弦および余弦の少なくとも1つと、の積である項目を有するエンコードマトリックス、含むことを特徴とする請求項10に記載の方法。前記ステップfは、i特定のスライス位置に対して、前記多重チャネル受信コイルアレイの異なるコイルから取得される参照画像データに対応する前記参照画像のそれぞれを合計するステップと、ii前記ステップfのiで生成される合計参照画像と前記特定のスライス位置に対応する前記エイリアス画像との位相差を、算出するステップと、iii前記算出された位相差を用いて、位相補正係数を決定するステップと、iv前記位相補正係数を前記対応するエイリアス画像に適用するステップと、を有することを特徴とする請求項8に記載の方法。前記ステップfのiiiは、前記算出された位相差を、前記MRIシステムの一部を成す傾斜磁場コイルにおけるノイズおよび熱伝達から生じる位相ドリフトに関する条件を含む多項式に、適合させることを含むことを特徴とする請求項12に記載の方法。前記ステップaで適用される前記RFエネルギーは、前記スライス位置のそれぞれの位置および位相を定義する所望のスライスプロファイルでフーリエ変換を行うことによって、調整されることを特徴とする請求項1に記載の方法。g前記ステップaで画像データを取得する前にスピン調整パルスシーケンスを行うステップ、をさらに有することを特徴とする請求項1に記載の方法。前記ステップgで行われる前記スピン調整パルスシーケンスは、脂肪抑制および拡散強調の少なくとも1つを提供することを特徴とする請求項15に記載の方法。前記ステップaで取得される前記画像データは、アンダーサンプリングされる画像データであることを特徴とする請求項1に記載の方法。前記ステップfは、k空間の一部のサンプリングを構成する再構成法を用いて、非エイリアス画像を生成することをさらに含むことを特徴とする請求項17に記載の方法。前記k空間の一部のサンプリングを構成する再構成法は、SENSE法およびGRAPPA法の少なくとも1つを含むことを特徴とする請求項18に記載の方法。前記ステップaで取得される前記画像データは、前記画像データが画像フレームの時間的経過を示すように、一定期間で取得され、前記ステップfは、前記複数のスライス位置のそれぞれに対して複数の画像フレームを再構成することを含み、それにより、前記複数のスライス位置のそれぞれに対する前記複数の画像フレームが、前記複数のスライス位置のそれぞれに対して画像の時系列を形成することを特徴とする請求項1に記載の方法。前記対象は、脳であり、前記複数のスライス位置は、前記脳の全体積を実質的にカバーすることを特徴とする請求項1に記載の方法。前記対象は、脳であり、前記ステップaで取得される前記画像データは、前記脳の全体積を実質的にカバーすることを特徴とする請求項1に記載の方法。前記ステップaで画像データを取得する前に、前記複数のスライス位置のぞれぞれの厚みを選択するステップ、をさらに有することを特徴とする請求項1に記載の方法。前記複数のスライス位置のいくつかの厚みは、前記複数のスライス位置の他の厚みとは異なることを特徴とする請求項23に記載の方法。磁気共鳴画像MRIシステムを用いて対象における複数の異なるスライス位置を位相タグ付けする方法において、a複数の異なるスライス位置のそれぞれに対して位置を選択するステップと、b前記複数の異なるスライス位置のそれぞれに対して厚みを選択するステップと、c前記複数の異なるスライス位置のそれぞれに対して位相値を選択するステップと、d前記ステップaで選択された位置、前記ステップbで選択された厚み、および、前記ステップcで選択された位相値を用いて、前記複数の異なるスライス位置のそれぞれに対してRFradiofrequencyパルスプロファイルを生成するステップと、e前記ステップdで生成される前記RFパルスプロファイルでフーリエ変換を行うことによって、RFパルス波形を生成するステップと、f前記ステップeで生成される前記RFパルス波形を用いて前記複数の異なるスライス位置に適用されるRFエネルギーを生成するように、前記MRIシステムに指示するステップと、を有し、前記ステップfで生成される前記RFエネルギーは、前記ステップcで選択される位相値に対応する前記複数の異なるスライス位置のそれぞれに、位相を与えて、前記複数の異なるスライス位置を位相タグ付けすることを特徴とする方法。前記ステップeは、前記ステップeでフーリエ変換を行う前に、前記ステップdで生成される前記RFパルスプロファイルを結合することを含むことを特徴とする請求項25に記載の方法。前記ステップeは、前記ステップdで生成される前記RFパルスプロファイルのそれぞれでフーリエ変換を行って、複数の中間波形を生成すること、および、前記生成された複数の中間波形を結合して、前記RFパルス波形を生成すること、を含むことを特徴とする請求項25に記載の方法。g前記複数の異なるスライス位置のそれぞれに対して傾斜角度を選択するステップ、をさらに有し、前記ステップdは、前記ステップgで選択される前記傾斜角度をさらに用いて前記RFパルスプロファイルを生成することを含むことを特徴とする請求項25に記載の方法。本発明は、磁気共鳴画像MRIシステムを用いて対応する複数のスライス位置から取得される画像データから、対象を示す複数の画像を再構成する方法を提供することによって、上述の欠点を解決する。画像データは、RFエネルギーを複数のスライス位置に適用した後に、取得される。RFエネルギーは、異なる位相を複数のスライス位置のそれぞれに提供するために、調整される。また、参照画像データは、画像データの取得で各スライス位置を励起するために用いられた位相と同じ位相を有するRFエネルギーを適用した後に、各スライス位置で取得される。エイリアス画像は画像データから再構成され、参照画像は参照画像データから再構成される。それら画像セットの両方を用いることで、非エイリアス画像unaliasedimageが、複数のスライス位置のそれぞれに対して生成される。そのような方法は、従来の方法よりも短い期間で、機能的MRIfMRIを行ったり、脳の全体積をカバーする画像フレームの時系列を取得したりするのに有利である。この方法の有利な利点は、休止状態のfMRIを行ったり、機能的結合を評価したりするのに特に適している。したがって、ここで提供される方法は、fMRIで機能的コネクトームfunctionalconnectomeを評価する有利な画像化方法を提供する。本発明の上述の形態、他の形態、および、本発明の利点は、以下に記述される。この明細書において、参照は、この明細書の一部である添付図面で行われる。添付図面は、本発明の好ましい実施形態を示している。そのような実施形態は、本発明の十分な範囲を必ずしも示すというわけではないが、本発明の範囲を説明するためにここでは請求項を参照して行われる。図1を特に参照すると、例となる磁気共鳴画像システムMRIシステム100が示されている。MRIシステム100は、ディスプレイ104およびキーボード106を備えたワークステーション102、を有している。ワークステーション102は、市販のオペレーティングシステムを動かす市販のプログラムを実行することが可能な機械のような処理装置108を有する。ワークステーション102は、スキャンしてMRIシステム100に入力することが可能なオペレータインタフェースを提供する。ワークステーション102は、パルスシーケンスサーバ110と、データ取得サーバ112と、データ処理サーバ114と、データ記憶サーバ116と、の4つのサーバに接続されている。ワークステーション102および4つの各サーバ110、112、114、116は、互いに通信するために、接続されている。パルスシーケンスサーバ110は、ワークステーション102からダウンロードされた指示に従って機能し、傾斜システム118およびRFradiofrequencyシステム120を操作する。所定のスキャンを行うために必要な傾斜波形が、生成され、傾斜システム118に適用される。傾斜システム118は、アセンブリ122における傾斜磁場コイルを励起し、MRI信号をエンコードする位置で用いられる磁場傾斜Gx、Gy、および、Gzを生成する。傾斜磁場コイルアセンブリ122は、分極磁気126および全身RFコイル128を備えた磁気アセンブリ124の一部を構成する。RF励起波形は、RFシステム120でRFコイル128、または、別々の局所コイル図1には示されてないに適用され、所定の磁気共鳴パルスシーケンスを行う。RFコイル128または別々の局所コイルで検出される応答MR信号は、RFシステム120で受信され、パルスシーケンスサーバ110で生成されるコマンドの指示の下で、増幅され、復調され、フィルタ処理され、そして、デジタル化される。RFシステム120は、MRパルスシーケンスで用いられる多種多様なRFパルスを生成するRF送信機を有する。RF送信機は、パルスシーケンスサーバ110からのスキャンおよび指示に応答し、所望の周波数、位相、および、パルス振幅波形のRFパルスを生成する。生成されたRFパルスは、全身RFコイル128や1つ以上のコイルまたはコイルアレイ図示せずに適用してもよい。また、RFシステム120は、1つ以上のRF受信機チャネルを有する。各RF受信機チャネルは、RFコイル128に接続され、そのRFコイル128で受信したMR信号を増幅するRFアンプと、受信したMR信号のI直角成分quadraturecomponentsおよびQ直角成分を検出しデジタル化する検出器と、を備えている。受信したMR信号の大きさは、したがって、I成分およびQ成分の二乗和の平方根によりいずれかのサンプリングポイントで決定される。また、受信したMR信号の位相は、以下の式で決定される。パルスシーケンスサーバ110は、生理的取得コントローラ130から患者データをオプションで受信する。コントローラ130は、患者に接続されたいろいろなセンサからの信号、例えば、電極からの心電計ECG信号や、肺またや他の呼吸監視装置からの呼吸信号などを受信する。そのような信号は、通常パルスシーケンスサーバ110で使用され、スキャン動作を対象者の心臓または呼吸に同期あるいはゲートさせる。また、パルスシーケンスサーバ110は、患者および磁石システムの状態に関連する各種センサからの信号を受信するスキャンルームインターフェース回路132、に接続している。患者位置合わせシステム134は、スキャンルームインターフェース回路132を介して、スキャン中、患者を所望の位置に動かすコマンドを受信する。RFシステム120で生成されたデジタル化されたMR信号サンプルは、データ取得サーバ112に受信される。データ取得サーバ112は、ワークステーション120からダウンロードされた指示に応じて動作し、リアルタイムMRデータを受信し、データがデータオーバランにより失われないようにバッファ記憶装置を有する。スキャンによっては、データ取得サーバ112は、取得したMRデータをデータ処理サーバ114に渡すだけである。しかしながら、取得されたNMRデータから導出される情報をスキャンのさらなるパフォーマンスの制御に必要とするスキャンでは、データ取得サーバ112は、そのような情報を生成してその情報をパルスシーケンスサーバ110に送るように、プログラムされている。例えば、プレスキャン中、MRデータを取得し、そのMRデータがパルスシーケンスサーバ110で行われるパルスシーケンスを調整するために用いられる。また、ナビゲータ信号は、スキャン中に取得されてもよく、RFシステム120または傾斜システム118の操作パラメータを調整するために用いたり、k空間がサンプリングされたビューオーダーをコントロールしたりすることができる。また、データ取得サーバ11は、MR信号を生成するために用いることもできる。MR信号は、磁気共鳴血管造影MRAスキャンにおける造影剤の到達を検出するのに用いられる。これら例のすべてにおいて、データ取得サーバ112は、MRデータを取得しそのMRデータをリアルタイムで処理して、スキャンの制御に使用される情報を生成する。データ処理サーバ114は、MRデータをデータ取得サーバ112から受信して、ワークステーション102からダウンロードされた指示に応じてMRデータを処理する。そのような処理は、例えば、未処理のk空間MRデータをフーリエ変換して2次元または3次元画像を生成するステップ、再構成された画像をフィルタ処理するステップ、取得したMRデータの逆投影画像再構成を行うステップ、機能的MR画像を生成するステップ、モーション画像またはフロー画像を算出するステップ、等を含むことができる。データ処理サーバ114で再構成された画像は、それらが格納されるワークステーション102に送られる。リアルタイム画像は、データベースメモリキャッシュ図1には図示せずに格納される。また、それら画像は、主治医が使用するために、オペレータのディスプレイ104、または、磁気アセンブリ124の近くに設けられたディスプレイ136に出力することもできる。バッチモード画像または選択されたリアルタイム画像は、ディスク記憶装置138のホストデータベースに格納される。そのような画像が、再構成されて記憶装置に転送されると、データ処理サーバ114は、ワークステーション102におけるデータ記憶サーバ116に通知する。ワークステーション102は、画像を保管したり、フィルムを生成したり、ネットワークを通じて画像を他の施設に送信したりするために、オペレータで操作することも可能である。図1に示すように、RFシステム120は、全身RFコイル128に接続することもできる。また、図2に示すように、RFシステム120の送信チャネル202は、RF送信コイル204に接続することもでき、また、受信チャネル206は、別々のRF受信コイル208に接続することもできる。多くの場合、送信チャネル202は、全身RFコイル128に接続され、各受信部が、別々のローカルRFコイルに接続される。図2を特に参照すると、RFシステム120は、所望の励起場を生成するRF送信チャネル202を有する。このRF励起場の周波数のベースまたはキャリアは、周波数合成装置210の制御に基づいて生成される。周波数合成装置210は、パルスシーケンスサーバ110からのデジタル信号のセットを受信する。それらデジタル信号は、出力212で生成されるRFキャリア信号の周波数および位相を示す。RFキャリアは、変調器およびアップコンバータ214に適用され、その振幅がパルスシーケンスサーバ110から受信した信号Rtに応じて変調される。その信号Rtは、生成されるRF励起パルスのエンブロープを定義する。また、その信号Rtは、一連の格納されたデジタル値を順に読み出すことによって、生成される。それら格納されたデジタル値は、所望のRFパルスエンブロープを生成することができるように、変更することができる。出力216で生成されるRF励起パルスの大きさは、パルスシーケンスサーバ110からデジタルコマンドを受信する励起減衰器218によって減衰される。その後、減衰されたRF励起パルスは、RF送信コイル204を動かす電力増幅器220に適用される。対象で生成されるMR信号は、RF受信コイル208によってピックアップされ、前置増幅器222を介して受信減衰器224に適用される。受信減衰器224は、パルスシーケンスサーバ110から受信したデジタル減衰信号で決定される量によって、信号をさらに増幅する。受信した信号は、ラーモア周波数である、または、ラーモア周波数の周りにあり、この高周波信号は、ダウンコンバータ226における2つのステップ処理でダウンコンバートされる。ダウンコンバータ226は、最初に、MR信号をライン212上のキャリア信号と混ぜ合わせる。そして、結果として生まれた異なる信号を、基準周波数発生装置230で生成されるライン228上の基準信号と混ぜ合わせる。ダウンコンバートされたMR信号は、アナログ信号をサンプリングしてデジタル化するアナログデジタルコンバータA/Dコンバータ232の入力に適用される。サンプリングされてデジタル化された信号は、その後、受信信号に相当する16ビット同相I値および16ビット直交16bitquadratureQ値を生成するデジタル検出器および処理装置234に適用される。受信した信号のデジタル化されたI値およびQ値の結果として生じたストリームは、データ取得サーバ112に出力される。基準周波数生成装置230は、ライン228上の基準信号を生成することに加えて、ライン236上のサンプリング信号を生成する。そのサンプリング信号は、A/Dコンバータ232に適用される。図2のRFシステムの他の構成が、図3に示されており、図3を参照して説明する。この他の構成は、RF送信コイル204およびRF受信コイル208が、コイルアレイ336と置き換えられている。コイルアレイ336は、少なくとも1つのRF送信コイルおよび複数の受信コイルを有し、1つ以上の送信/受信T/Rスイッチ338を介してRF送信コイルおよび受信コイルに接続されている。対象で生成される信号は、コイルアレイ336でピックアップされ、受信チャネル306のセットの入力に適用される。各受信チャネル306における前置増幅器は、パルスシーケンスサーバ110から受信したデジタル減衰信号で決定される量によって、信号を増幅する。受信した信号は、ラーモア周波数であり、または、ラーモア周波数の近くにあり、この高周波信号は、ダウンコンバータにおける2つのステップ処理でダウンコンバートされる。ダウンコンバータは、最初に、MR信号をライン312上のキャリア信号と混ぜ合わせる。その後、結果として生まれた異なる信号を、基準周波数発生装置330で生成されるライン328上の基準信号と混ぜ合わせる。ダウンコンバータされたMR信号は、アナログ信号をサンプリングしてデジタル化するデジタルアナログA/Dコンバータの入力に適用される。サンプリングされてデジタル化された信号は、その後、受信信号に相当する16ビット同相I値および16ビット直交Q値を生成するデジタル検出器および処理装置334に適用される。受信した信号のデジタル化されたI値およびQ値の結果として生まれたストリームは、データ取得サーバ112に出力される。基準周波数生成装置330は、ライン328上の基準信号を生成することに加えて、ライン336上のサンプリング信号を生成する。そのサンプリング信号は、A/Dコンバータ232に適用される。同時マルチスライスデータ取得の目的のために、磁気共鳴画像MRIシステムで画像の時間的経過の取得を高速化させる方法が、提供される。例えば、エコープラナー撮像法EPIまたはスパイラル撮像法における画像データの取得は、少なくとも2倍加速される。そのような方法は、通常、機能的MRIfMRI、静止状態fMRIR-fMRI、動脈スピンラベリングASL、拡散強調画像DWI、および、多数の画像の取得が望ましい他の場所、に適用することができる。また、この方法は、当業者によって理解されているように、多くの他の臨床応用でデータ取得効率を有利に向上させることができる。この方法では、画像スライスのグループ、例えば、2つ以上のスライスが、固有のRF位相の代わりに各スライスにラベルをつけるスライス選択的調整パルスsliceselectivetailoredpulseを用いて、同時に励起される。この方法は、一般的に、パラレルスライス位相タギング法PSPT:parallelslicephasetaggingと称されている。重なり合うスライスの分解は、RF位相ラベリングを用いて達成される。この方法は、単一チャネル受信コイルまたは多重チャネル受信コイルのいずれかを用いて、実行されることができることが特徴である。重なり合うスライスの分解は、参照スライスreferencesliceを用いて、さらに改良される。参照スライス画像のセットは、例えば、各スライスに割り当てられたラベリング位相labelingphaseを用いて得られる。PSPT法は、かなり改善された全体的加速のために、SENSE加速と組み合わせることができる。この組み合せは、通常、2軸加速TAC:twoaxisaccelerationと呼ばれており、1つの軸がスライスに対して垂直であり、他の軸が位相エンコード方向となる。例えば、スライス間のクロストークCrosstalkが、調整されたRFパルス形成および適切なスライス分離アルゴリズムによって特徴付けられ、減少する。さらに、コイルアレイにおける受信チャネルの増加した数は、スライス間のクロストークを減少させる。同時に励起されるスライスの時間的経過は、容易に登録することができ、例えば、アフィン登録方法affineregistrationmethodsと同じように剛体を用いて、登録することができる。本発明によって提供される方法は、臨床的に妥当な時間で脳全体にわたる高解像度機能接続データの取得を可能にする。例えば、十分に薄いスライスでR-fMRIを用いて、データを得ることができるので、位相の散逸および信号ドロップアウトが、実質的に軽減される。また、約2秒の繰り返し時間TR値内でデータを得ることができ、その結果、脳全体のデータセットに広がる生理的変動の干渉性coherencyを保つことができる。EPI時間的経過方法に対して、パラレル取得は、神経科学の進歩と人間の脳疾患の診断において、時間の加速と空間分解能の増大との間のかなり改良されたトレードオフを可能とする。本発明に従って、MRIシステムに、複数のスライス位置から同時に画像データを取得するように指示するために用いられる、例となるパルスシーケンスは、図4に示されている。そのような例となるパルスシーケンスは、グラジエントエコープラナー撮像法EPIパルスシーケンスagradientrecalledechoplanarimagingpulsesequenceである。パルスシーケンスは、空間選択的RF励起パルスspatiallyselectiveradiofrequencyexcitationpulse402を有する。RF励起パルス402は、複数の所望の画像スライスで横方向磁化を生成するために、スライス選択的傾斜404の存在するところで実行される。スライス選択的傾斜404は、リフェージングローブrephasinglobe406を有する。リフェージングローブ406は、スライス選択的傾斜404で導入された不要な位相分散をリフェーズする働きをする。このため、位相分散から生じる信号損失は、軽減される。RF励起パルス402は、例えば、複数のスライス位置を同時に励起させるために調際される合成RFパルスであり、各スライス位置における横方向磁化が、異なる位相で与えられる。例として、図5A~図5Dを参照すると、所望のスライスプロファイルが測定され、そして、そのスライスプロファイルのフーリエ変換が算出されて、異なるスライス位置に対して異なる位相情報を含む適切なRF励起パルス402のプロファイルを、決定する。例えば、各所望のスライス位置の場所および厚さが、選択されて用いられて、周波数空間で各スライス位置に対してRFパルスプロファイルが生成される。また、各RFパルスプロファイルの先端角度tipangelを別々に選択することができる。そのような4つのRFパルスプロファイルは、図5Aに示されている。各異なるRFパルスプロファイルは、異なる周波数値およびその周波数値に関連する帯域幅を有する。その異なる周波数値および帯域幅は、それぞれ、異なる空間的位置およびスライスの厚みに相当し、対応するRFパルスによって励起される。図5Bに示すように、各RFパルスプロファイルは、固有の位相プロファイルを有する。一般的に、N個のRFパルスプロファイルおよびN個の対応する位相プロファイルが生成され送信されて、所望のRFパルス波形が生成される。例えば、図5Aに示すRFパルスプロファイルのフーリエ変換は、4つの別個のRFパルス波形を生成する。それらを結合させると、図5Cに示すような合成RFパルス波形を生成する。図5Cに示された合成RFパルス波形の位相は、図5Dに示される。合成RFパルス波形は、N個のRFパルスプロファイルを合計し、その合計のフーリエ変換を算出することによって得ることができる。あるいは、個々のRFパルスプロファイルをそれぞれフーリエ変換して生成されるRFパルス波形を加算することによっても合成RFパルス波形を得ることが可能である。4つのスライス取得の典型的な位相は、第一象限、すなわち、0度、30度、60度、90度にそれぞれ存在する。位相値の多くの結合は、当業者において当然のことながら、それぞれのスライス位置を位相区別するために、簡単に実行することができる。また、個々のRFパルスは、以下に記載するように、参照画像データを取得するために用いられる。したがって、この参照画像データは、合成RFプロファイルの個々の部分を用いて合成RFパルスの励起の後に取得される画像データと同じ位相で取得されることができる。また、各複素数値合成RFパルスcomplexvaluedcompositeRFpulseが、単一送信周波数から形成されることができる。再度図4を参照すると、所定の画像スライスにおける核スピンの励起に従って、画像データは、一連のグラジエントエコー信号をサンプリングすることによって取得される。交互読み出し傾斜は、プレ巻き上げ傾斜prewindinggradient410の適用で始まり、そのプレ巻き上げ傾斜410は、周波数エンコード、または、k空間における所望の距離で指示される読み出しに沿って、第1サンプリングポイントを動かすために機能する。位相エンコード方向に沿うエコー信号の空間エンコードは、一連の位相エンコード傾斜ブリップblips412で行われる。位相エンコード傾斜ブリップ412は、連続した信号読み出しの間で行われ、各エコー信号が別々に位相エンコードされる。位相エンコード傾斜ブリップ412は、プレ巻き上げ傾斜414の適用で始まる。プレ巻き上げ傾斜414は、k空間における所望の距離で位相エンコード方向に沿って第1サンプリングポイントを動かすために機能する。すなわち、プレ巻き上げ傾斜410および414の両方は、所望のk空間位置でk空間のサンプリングを開始するために作動する。当技術分野で周知のように、複数のスライス位置の複数のグループがサンプリングされるように、各繰り返し中に異なるスライス選択的傾斜404を適用している間、上述のパルスシーケンスは複数回繰り返される。図6Aおよび図6Bには、複数のスライス位置のグループが示されている。図6Aでは、スライス位置の第1グループ602が示され、スライス位置が一緒に密接してグループ化されている。スライス位置のこの密接したグループ化は、所望のフィールドオブビューの全体を通して画像データを取得するために、所望のフィールドオブビューを通じて順に動かされる。例えば、スライス位置の第1グループは、複数のグループ位置を通って、点線604で示される最後のグループ位置まで順次動かされる。重要な空気組織界面が存在する領域、例えば、脳の下部領域で画像化するとき、薄いスライス厚みを用いることで、他の領域を画像化するのに用いられるよりも利点を有することができる。このため、図6Aに示すように、スライス位置の第2グループ606が用いられている。そのスライス位置は、再度接近して間隔を置いて配置されているが、第2グループ606の各スライス位置のスライス厚みは、第1グループ602の各スライス位置のスライスの厚みよりも薄い。スライス位置の第1グループ602のように、スライス位置の第2グループ606は、最後のグループ608に到達するまで、フィールドオブビューを通じて順次動かされる。また、図6Bに示すように、選択されたスライス位置は、隣接して空間を置いて配置する必要はなく、むしろ、スライス位置のグループにおける各スライス位置が、間隔を置いて配置されている。このため、スライス位置のグループの次の位置が、他のグループ位置と交互に配置される。複数のスライス位置のグループ化および動作の前述の例は、ただ例を記載しただけであり、ここに記載されていない多くの他の変化が、本発明の範囲内で可能である。複数のスライス位置から画像データを取得する場合、ハイダイナミックレンジ受信機highdynamicrangereceiversを用いることが有利である。ハイダイナミックレンジ受信機は、複数のスライス位置の同時励起に関連して増加する信号に対して適している。例となるハイダイナミックレンジ受信機としては、例えば、マーキュリーコンピュータシステム製チェムスフォード、マサチューセッツ州のEchoTek登録商標シリーズのECDR-GC316デジタル受信機がある。図7を参照すると、複数のスライス位置から画像データを同時取得して画像を再構成する方法のステップを示すフローチャートが図示されている。その方法は、ステップ702に示すように、複数のスライス位置から画像データを同時取得することから始まる。この画像データは、例えば、上述のパルスシーケンスを用いて取得することができる。データ取得ステップは、同時に取得される複数のスライス位置のグループにおいて複数のスライス位置から画像データを取得することを含む。参照画像データは、データ取得中に取得される。また、参照画像データは、各受信コイルおよび各スライス位置に対して取得される。したがって、単一の受信コイルが用いられる場合、1つの参照画像データは、各スライス位置で取得される。また、マルチチャネル受信コイルアレイ、例えば、nチャネル受信コイルアレイが用いられる場合、n参照画像データセットが、各スライス位置に対して取得される。ステップ704に示すように、取得した参照画像データから、参照画像が再構成される。それら参照画像は、複素画像である。場合によっては、緩和影響T1を避けるために、時間的経過において第1参照画像の少しだけを捨てることで利点を有することができる。それらの再構成された参照画像は、その後、平均化され、ステップ706に示すように、改良された信号対ノイズ比SNRを有する平均参照画像が生成される。例えば、マルチチャネル受信コイルアレイにおけるコイルのそれぞれから各スライス位置で得られた参照画像は、一緒に平均化されて、そのスライス位置に対する平均参照画像が生成される。ある角度に対して、生理的変動が、このプロセスにおいて平均化されることができる。ステップ708に示すように、取得された画像データから、画像が再構成される。画像データは、複数のスライス位置から同時に取得されるので、それら再構成される画像は、エイリアス信号情報aliasedsignalinformationを含んでいる。このエイリアス信号情報は、ターゲット画像を生成するために、後のプロセスで非エイリアスされるunliased。非エイリアシングする前に、再構成された画像から不要な位相ドリフトを除去することが有利である。それら不要のRF位相ドリフトは、B0ドリフトに関連していると考えられ、対象のボディが安定してうつむけになってリラックス中のバルク磁化率の影響、または、画像取得中の加熱の影響、から生じる。このため、位相ドリフトが算出されて、ステップ710で補正される。この位相ドリフト補正プロセスを、図8を参照して以下で詳細に述べる。図7をまた参照すると、再構成された画像が、位相ドリフトに対して補正された後、ステップ712に示すように、画像は非エイリアスされて、ターゲット画像を生成する。通常、各エイリアスボクセルaliasedvoxelに対して、複素数が、n受信チャネルのそれぞれから存在する。また、参照画像は、Nスライスおよびボクセルのnチャネルから非エイリアスデータunaliaseddataを提供する。連立方程式は、この情報を用いて構成されている。例えば、連立方程式は、所望の非エイリアス画像情報を得るために、特異値分解で解くことができる。データは、このプロセスにおけるチャネル全体で結合され、その手順は、各エイリアス画像において、すべてのボクセルで繰り返される。パラレルスライス位相タギング法に対してここで記載される再構成方法は、複素数値画像または実数値画像のどちらかの再構成を提供する。複素数値画像は、参照画像から時間位相変化を保持する。そのような位相変化は、複素数値データの使用を必要とする進歩した統計的方法が用いられる場合に、必要となり、また、半分のフーリエ再構成は、さらに複素数値画像を必要とする。しかしながら、標準的な大きさの画像が、統計的分析で用いられる場合には、実数値画像だけを再構成すればよい。実数値画像だけを再構成するという決定は、非エイリアシングプロセスで改善をもたらすことができる。参照画像から偏差の実数部だけを解決することによって、再構成プロセスは、複素数値画像の再構成に関して未知数の半分を含む。したがって、例えば、分離された画像情報の最小二乗調整leastsquaresfittingで改善するために、実数値解決だけが望まれるときに、分離問題がより過剰決定overdeterminedされる。複素数値位相タグ付き画像データから実数値画像だけを再構成することによって、コイルの数の2倍の減少係数が有利に達成されることができる。この減少は、以前のパラレル画像技法の2倍改善される。上述したように、再構成方法は、取得される参照画像を利用する。例えば、連続的にtを用いた同じパルスシーケンスで、多重スライス画像データを取得する。それら参照画像は、受信コイルプロファイルから大きさ感度を空間的に変化すること、および、各特定のRF受信チャネル、ローカル磁場特性、および、RF励振位相に対して、ベクトルレセプションフィールドvectorreceptionfieldの結合された結果から位相を空間的に変化することを含む。それら参照画像の大きさおよび位相は、例えば、以下の連立方程式を解くことにより、エイリアス画像を分離するために、利用される。anは、n番目のエイリアス信号aliasedsignalの実数部であり、an^は、n番目のエイリアス信号の虚数部であり、uNは、N番目の画像スライス位置に対応するN番目の非エイリアス信号unaliasedsignalコンポーネントの実数部であり、uN^は、N番目の画像スライス位置に対応するN番目の非エイリアス信号コンポーネントの虚数部であり、Sn、Nは、N番目の画像スライス位置およびn番目の受信コイルに対応する参照画像の大きさであり、θn、Nは、N番目の画像スライス位置およびn番目の受信コイルに対応する参照画像の位相である。簡単にするために、上述の方程式3は、以下のように表される。Sは、参照画大きさSn、Nの項目entriesおよび参照画像位相θn、Nの項目entriesを含むエンコードマトリックスencodingmatrixであり、uは、非エイリアス画像の実数部uNおよび虚数部uN^をそれぞれ含む非エイリアス画像マトリックスであり、aは、エイリアス画像の実数部anおよび虚数部an^それぞれ含むエイリアス画像マトリックスである。式3における参照画像大きさ、および、位相を用いることによって、非エイリアス画像が、予想される空間コントラストを得るために、参照画像の結合で見積もることができる近い単一の値を有する。通常、式3は、参照画像の磁化ベクトルからエイリアス画像の磁化ベクトルの偏差を決定する。オプションとして、標準部分フーリエ補間standardpartialFourierinterpolationが、ステップ714に示すように、分離される画像において実行されることができる。部分フーリエ画像化partialFourierimagingのプロセスでは、参照データおよび取得したデータが、部分フーリエ補間を行う前に、調整されて非エイリアスされてゼロになる。実数値再構成に対して、仮定は、エイリアス画像と参照画像との間の位相の変化を無視して、作成されている。この仮定で、非エイリアス画像は、参照画像の位相によって完全に定義される位相と共に、実数値であると推定され、この状態では、式3は以下のように表される。式3のエンコードマトリックスの同等の縦列:S、および、式3の非エイリアスベクトルの横列:uは、取り除かれる。したがって、実数値解決法で解決する際、上述の連立方程式は、式3における2N元方程式に対する2n方程式とは対照的に、N元方程式に対する2n方程式を含む。受信チャネルの数:nが、スライス位置の各グループ2Nでスライス位置の2倍以上である限りは、実数値パラメータ化の解決が存在する。実数値の非エイリアス画像の仮定を通じて、エンコードマトリックスにおける参照画像位相の包含と共に、このパラメータ化は、従来の可能なパラレル画像化よりももっと高速に得ることができる。例えば、n個のコイルを有するコイルアレイに対して最大2nまで高速化することが可能である。パラレル画像化では、別々に取得されたスライスの信号対ノイズ比SNRと、非エイリアススライスと、の比率は、非エイリアス幾何学的因子またはg因子:g、および、減少または加速係数:Rの平方根、で得られる。記載された再構成方法では、k空間ラインの数が、多重スライス位置から取得中、ナイキスト基準以下に減少しないので、減少係数はR=1である。したがって、上述の再構成方法では、別々に取得されたSNRと非エイリアス画像との比率は、g因子である。g因子は、コイル共分散の1つの方法として最初に述べた。RF位相タグ付けRFphasetaggingの追加では、RF励起からの磁化フェーズおよび磁界シミングmagneticfieldshimmingを含むことによりここで拡大される。また、g因子は、実測値画像の値だけで解決することで非エイリアシング問題の過剰決定される性質を増加させることによって、減らすことができる。上述したように、再構成方法は、B0におけるドリフトから生じる位相ドリフトに対してエイリアス画像の補正を含むことができる。同様に、GxおよびGy傾斜におけるノイズに対しても、エイリアス画像の補正を含むことが可能である。図8を参照すると、再構成されるエイリアス画像で位相ドリフトを算出して補正する例となる方法のステップを説明するフローチャートが示されている。一般的に、その方法は、エイリアス多重コイル画像データの複製を生成することを含む。多重コイル画像データの複製は、参照画像を合計し、各エイリアス画像で結果を比較して、位相ドリフトを補正することによって、生成される。したがって、位相ドリフト補正方法は、ステップ802に示すように、参照画像を合計することにより始まる。以下の式8で画像時間的経過の項目entriesを示す。mは、画像を数えて、k、lは、ボクセル位置xおよびyを列挙する。この表記法を用いることによって、N番目のスライス位置に対してn受信チャネル上の参照画像の合計I、Qは、以下の式9で得られる。算出された参照画像の合計A0、および、参照画像の合計A0とN番目のスライス位置に対するエイリアスされた画像との間の位相差Δφmは、ステップ804で示すように、算出される。この位相差は、以下の式10のように表される。ステップ806で示されているように、位相ドリフト補正方法における次のステップは、多項式を算出された位相差Δφmに適合させることである。例えば、次のような適合が行われる。Rは、画像解像度であり、a0は、少なくとも一部で、傾斜磁場コイルで生成される熱移動から生じる位相ドリフトに相当し、a1kおよびa2lは、傾斜磁場コイルにおけるノイズから生じる位相ドリフトに相当する。適合プロセスの結果は、位相ドリフト補正係数の算出Φmであり、位相ドリフト補正係数は、ステップ808に示されているように、エイリアス画像から差し引かれて、そこに生じる位相ドリフトを補正する。その減算は、以下の12の式になる。Imは、画像の時間的経過において、m番目の位相ドリフトの、補正されエイリアスされる画像thephasedriftcorrectedaliasedimageである。前述では、多重チャネル受信コイルアレイを用いた実施形態について記載したが、多重スライス位置は、単一受信チャネルを用いて利用することもできることは当業者において理解されるだろう。例えば、90度の位相差を有する2つのスライスに対して、理想的なケースを仮定すると、各スライスは、均一の位相プロファイルおよび同相Iの取得チャネルと一致する絶対位相を有する。第1スライスは、IチャネルおよびQチャネルの第2スライスで取得されることができる。このような場合、2倍の高速化が単一RFコイルで成し遂げられる。本発明は、好ましい実施形態の点から述べられてきたが、明示的に述べられたものは別にして、本発明の骨子を逸脱しない範囲で、均等な形態、代替形態、および変更形態が可能である