JP2003102702A - 感度エンコーディングｍｒｉ収集の改良型方法 - Google Patents
感度エンコーディングｍｒｉ収集の改良型方法Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 感度エンコーディング技法を用いて磁気共鳴
イメージング・データを収集するに際し、最適な画質が
達成する。 【解決手段】 感度エンコーディング法を使用して、撮
像域を縮小させたＭＲ画像を収集する。被検体境界を取
り囲むことにより生ずるエイリアシング折返しの数を各
画像画素位置に対して計算し（２５４）、画像ＳＮＲを
低下させることなくエイリアシング・アーチファクトの
最適な抑制を得る。エイリアシング折返しの数の計算に
際し、磁気共鳴画像の撮像域の外部に配置された被検体
境界（２２９）を表出した較正対象画像を収集し（２０
２）、磁気共鳴画像内の各画素位置において、該画素位
置と位相エンコーディング軸方向に一致した被検体境界
の寸法及び位置を用いて前記エイリアシング折返し数を
計算する。
イメージング・データを収集するに際し、最適な画質が
達成する。 【解決手段】 感度エンコーディング法を使用して、撮
像域を縮小させたＭＲ画像を収集する。被検体境界を取
り囲むことにより生ずるエイリアシング折返しの数を各
画像画素位置に対して計算し（２５４）、画像ＳＮＲを
低下させることなくエイリアシング・アーチファクトの
最適な抑制を得る。エイリアシング折返しの数の計算に
際し、磁気共鳴画像の撮像域の外部に配置された被検体
境界（２２９）を表出した較正対象画像を収集し（２０
２）、磁気共鳴画像内の各画素位置において、該画素位
置と位相エンコーディング軸方向に一致した被検体境界
の寸法及び位置を用いて前記エイリアシング折返し数を
計算する。
Description
【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（「ＳＥＮＳ
Ｅ」）技法を用いて磁気共鳴イメージング（「ＭＲ
Ｉ」）データを収集するための方法に関する。
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（「ＳＥＮＳ
Ｅ」）技法を用いて磁気共鳴イメージング（「ＭＲ
Ｉ」）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。
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。
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（Ｆ
Ｔ）イメージング技法の一変法（「スピン・ワープ（Ｓ
ｐｉｎ−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−Ｗａ
ｒｐ ＮＭＲ Ｉｍａｇｉｎｇ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃ
ａｔｉｏｎｓ ｔｏ Ｈｕｍａｎ Ｗｈｏｌｅ−Ｂｏｄ
ｙ Ｉｍａｇｉｎｇ」と題する記事（Ｐｈｙｓｉｃｓ
ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｙ，Ｖ
ｏｌ．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。
Ｔ）イメージング技法の一変法（「スピン・ワープ（Ｓ
ｐｉｎ−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−Ｗａ
ｒｐ ＮＭＲ Ｉｍａｇｉｎｇ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃ
ａｔｉｏｎｓ ｔｏ Ｈｕｍａｎ Ｗｈｏｌｅ−Ｂｏｄ
ｙ Ｉｍａｇｉｎｇ」と題する記事（Ｐｈｙｓｉｃｓ
ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｙ，Ｖ
ｏｌ．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（ＳＥＮＳｉｔｉｖｉｔ
ｙ Ｅｎｃｏｄｉｎｇ）は、Ｋ．Ｐ．Ｐｒｕｅｓｓｍａ
ｎｎらによる「ＳＥＮＳＥ：Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ
Ｅｎｃｏｄｉｎｇ ｆｏｒ Ｆａｓｔ ＭＲＩ」（Ｊ．
Ｍａｇｎ． Ｒｅｓｏｎ．４２，９５２〜９６２（１９
９９））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。
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（ＳＥＮＳｉｔｉｖｉｔ
ｙ Ｅｎｃｏｄｉｎｇ）は、Ｋ．Ｐ．Ｐｒｕｅｓｓｍａ
ｎｎらによる「ＳＥＮＳＥ：Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ
Ｅｎｃｏｄｉｎｇ ｆｏｒ Ｆａｓｔ ＭＲＩ」（Ｊ．
Ｍａｇｎ． Ｒｅｓｏｎ．４２，９５２〜９６２（１９
９９））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。
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（ｒｅｐｌｉｃａｔ
ｉｏｎ）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。
にエイリアシング、すなわち折返し（ｒｅｐｌｉｃａｔ
ｉｏｎ）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】
【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、
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】
【００１１】
【数３】
【００１２】並びに、
【００１３】
【数４】
【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。
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】
【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、
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】
【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。
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】
【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、「Ｃａｌ
ｉｂｒａｔｉｏｎ Ｍｅｔｈｏｄ Ｆｏｒ Ｕｓｅ Ｗ
ｉｔｈ 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。
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、「Ｃａｌ
ｉｂｒａｔｉｏｎ Ｍｅｔｈｏｄ Ｆｏｒ Ｕｓｅ Ｗ
ｉｔｈ 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。
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。
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１０
７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。
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１０
７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。
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。
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。
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。
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ＮＭ
Ｒ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１６
０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。
Ｒ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１６
０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１４
１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、Ｆ
ＳＥ、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、Ｔ
Ｅ、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。
１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、Ｆ
ＳＥ、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、Ｔ
Ｅ、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５〜１０ｍ
ｍの連続したスライスを使用し、かつ各スライス内に１
２８×１２８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。
・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５〜１０ｍ
ｍの連続したスライスを使用し、かつ各スライス内に１
２８×１２８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。
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２０
６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。
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２０
６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。
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２
０８に示すように一組の較正画像
ャンの間の２Ｄ画像データ収集を用いて処理ブロック２
０８に示すように一組の較正画像
【００３６】
【外２】
【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１２８×１
２８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２１
０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。
コイルにより収集した各スライス１４ごとに１２８×１
２８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２１
０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】
【００３９】上式において、Ｎは局所コイルの数であ
り、
り、
【００４０】
【外３】
【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。
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Ｓ
j（ｙ）を次式で定義している。
j（ｙ）を次式で定義している。
【００４３】
【数８】
【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。
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。
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Ｓ
j（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。
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Ｓ
j（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。
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。
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ｅ
U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２
５２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。
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ｅ
U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２
５２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。
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。
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。
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。
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。
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ＭＲ
Ｉシステムでスキャンを受けた被検体の図である。
のスライス画像収集とを表しているような、図１のＭＲ
Ｉ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。
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。
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。
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
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(72)発明者 ケビン・フランクリン・キング
アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ニュ
ー・ベルリン、ウエスト・リッジ・ロー
ド、15651番
(72)発明者 エリザベス・キャロル・アンゲロス
アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ハー
トランド、パークビュー・ストリート、
923番
Ｆターム(参考） 4C096 AA20 AB01 AB15 AB25 AD06
AD07 AD13 BA10 BB18 BB32
CC06 DB07 DB16
Claims (18)
- 【請求項１】 位相エンコーディング軸方向に撮像域Ｄ
を有する磁気共鳴画像の各画素位置におけるエイリアシ
ング折返しの数を決定する方法であって、 ａ）磁気共鳴画像の撮像域の外部に配置された被検体境
界（２２９）を表出した較正対象画像を磁気共鳴イメー
ジング（ＭＲＩ）システムにより収集するステップ（２
０２）と、 ｂ）磁気共鳴画像内の画素位置において、該画素位置と
位相エンコーディング軸方向に一致した被検体境界の寸
法Ｄ及び位置を用いて前記エイリアシング折返し数を計
算するステップ（２５４）と、 ｃ）磁気共鳴画像の各画素位置に対して前記ステップ
ｂ）を反復させるステップ（２５６）と、を含む方法。 - 【請求項２】 前記ステップｂ）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
を計数するステップ（２３３、２４８）、を含んでい
る、請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 前記被検体境界にその画素位置と一致し
た２つの位置が存在すると共に、前記ステップｂ）が、 ｉ）その画素位置を通過するまでに、第１の一致した境
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ステップ（２３３）と、 ｉｉ）その画素位置を通過するまでに、第２の一致した
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ステップ（２４８）と、 ｉｉｉ）前記ステップｉ）及びｉｉ）からの計数値を合
計するステップと、を含んでいる、請求項１に記載の方
法。 - 【請求項４】 前記ステップａ）が、 ｉ）磁気共鳴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
するステップ（２２５）と、 ｉｉ）前記較正対象画像内で被検体境界を位置特定する
ステップ（２２９）と、 ｉｉｉ）前記較正対象画像内の画素を前記磁気共鳴画像
内の画素と一致させるステップ（２３１）と、を含んで
いる、請求項１に記載の方法。 - 【請求項５】 前記ステップｉｉ）が、 しきい値強度レベルを確定するステップ（２２７）と、 前記較正対象画像内で前記しきい値強度を超える強度を
有する画素を決定するステップ（２２９）と、を含んで
いる、請求項４に記載の方法。 - 【請求項６】 前記ステップｉｉ）が、しきい値強度レ
ベルを超える強度を有する画像画素が発見されるまで前
記較正対象画像の境界から内側に向かってサーチするこ
とにより実行されている、請求項４に記載の方法。 - 【請求項７】 前記ステップｉｉ）が、前記較正対象画
像の２つの相対する境界から内側に向かってサーチする
ことにより実行されている、請求項６に記載の方法。 - 【請求項８】 前記較正対象画像が、磁気共鳴画像によ
り画定されるスライスを含む３次元ボリューム内で被検
体全体を表出している、請求項４に記載の方法。 - 【請求項９】 前記ステップｉｉｉ）が、前記較正対象
画像に対して、前記磁気共鳴画像内の画素と位相エンコ
ーディング軸方向で一致した画像画素を作成するステッ
プを含んでいる、請求項８に記載の方法。 - 【請求項１０】 前記一致させた較正対象画像の画素
が、収集した較正対象画像の画素間での補間により作成
されている、請求項９に記載の方法。 - 【請求項１１】 前記ステップｂ）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
を計数するステップ（２３３、２４８）を含んでいる、
請求項４に記載の方法。 - 【請求項１２】 前記被検体境界にその画素位置と一致
した２つの位置が存在すると共に、前記ステップｂ）
が、 ｉ）その画素位置を通過するまでに、第１の一致した境
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ステップ（２３３）と、 ｉｉ）その画素位置を通過するまでに、第２の一致した
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ステップ（２４８）と、 ｉｉｉ）前記ステップｉ）及びｉｉ）からの計数値を合
計するステップ（２５４）と、を含んでいる、請求項４
に記載の方法。 - 【請求項１３】 撮像域Ｄを有する被検体の規定画像を
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムにより作成す
るための方法であって、 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ステップ
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ステップと、 ｃ）前記較正データを用いて較正画像を再構成するステ
ップ（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
集するステップ（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ステップ（２１０）と、 ｆ）被検体境界に関する撮像域Ｄ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を計算するステップ（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を形成させるステップ（２１
２）と、 ｈ）前記ステップｂ）で収集した画像データから画像Ｉ
を再構成するステップ（２１４）と、 ｊ）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
るステップと、を含む方法。 - 【請求項１４】 前記前記ステップｊ）が、Ｓ*を感度
行列Ｓの複素共役として次式、 Ｍ＝［（Ｓ*Ｓ）-1Ｓ*］Ｉ を用いて実行されている、請求項１３に記載の方法。 - 【請求項１５】 前記ステップａ）で使用するパルスシ
ーケンスが前記ステップｂ）で使用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
載の方法。 - 【請求項１６】 ステップａ）で収集した前記較正デー
タ及びステップｂ）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１５に記載の方法。 - 【請求項１７】 前記ステップｆ）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
を計数するステップ（２３３、２４８）、を含んでい
る、請求項１３に記載の方法。 - 【請求項１８】 前記ステップ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する
ステップ（２２５）と、 ｉｉ）前記較正対象画像内で被検体境界を位置特定する
ステップ（２２９）と、 ｉｉｉ）前記較正対象画像内の画素を前記規定画像内の
画素と一致させるステップ（２３１）と、を含んでい
る、請求項１３に記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/952446 | 2001-09-14 | ||
| US09/952,446 US7197353B2 (en) | 2001-09-14 | 2001-09-14 | Sensitivity encoding MRI acquisition method |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003102702A true JP2003102702A (ja) | 2003-04-08 |
| JP2003102702A5 JP2003102702A5 (ja) | 2005-10-27 |
| JP4118108B2 JP4118108B2 (ja) | 2008-07-16 |
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Family Applications (1)
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|---|---|---|---|
| JP2002267481A Expired - Fee Related JP4118108B2 (ja) | 2001-09-14 | 2002-09-13 | 感度エンコーディングｍｒｉ収集の改良型方法 |
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|---|---|
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| EP (1) | EP1293794A3 (ja) |
| JP (1) | JP4118108B2 (ja) |
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| GB9926923D0 (en) * | 1999-11-15 | 2000-01-12 | Marconi Electronic Syst Ltd | Magnetic resonance imaging |
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- 2002-09-12 EP EP02256324A patent/EP1293794A3/en not_active Ceased
- 2002-09-13 JP JP2002267481A patent/JP4118108B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| US7197353B2 (en) | 2007-03-27 |
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