JP2005515873A - 磁気共鳴映像法 - Google Patents

Abstract

２つの空間感度プロフィールから得た画像から磁気共鳴画像を得る。１方向でプロフィール（１’）を用いるよう横磁化を生じさせ、２次元的に強い横磁化と弱い横磁化（例えば零）の交互の一連のストライプを得る。強い横磁化領域は画像の高感度領域に対応する。相補的感度プロフィール（２’）を縦磁化として記憶する。次に第１画像を得る。画素は第１感度プロフィール（１’）内の高感度領域に集まる。次に追加のグラジエントパルス及びＲＦパルスをパルスシーケンスへ挿入して相補的感度プロフィールを呼び出し、第２画像を得る。画素は、第１感度プロフィールの高感度領域の間の高感度領域に集まる。次に２つの画像をインタリーブして合成画像を生成する。合成画像は各成分画像の２倍の分解能を持つ。別の例では２つの画像を得る。各空間感度プロフィールは視野にわたる正弦波プロフィールを示す。アルゴリズムを用いて２つの画像からの全データを合成する。

Description

本発明は、ＭＲＩ（磁気共鳴映像法）に関し、より詳細には、このような映像法の効率を高める方法およびシステムに関する。

近年、異なるそれぞれの空間感度応答をそれぞれが有する２つ以上のＲＦ（無線周波）表面コイルから信号を同時に取得することによってＭＲＩを実施する構成が開発されてきた。通常、ＭＲＩ走査は、データ・マトリックスを小さくして、即ちｋ空間の適用範囲を小さくして実施される。結果として得られる画像は、２つ以上の異なる空間位置からの信号成分を有する点を含むことになる。しかしながら、各信号が固有の空間位置に正確に割り当てられるようにこれらの信号を合成することができる「ＳＥＮＳＥ」アルゴリズムと呼ばれるアルゴリズムが開発されてきた。ＳＥＮＳＥアルゴリズムは、各ＲＦコイルの既知の空間プロフィールを用いて、重なり合った空間情報を分離してより大きなマトリックス・サイズの画像にする。

ＳＥＮＳＥアルゴリズムを用いるものなどのようなパラレル・イメージング技術は、受信コイルが１つのみでは用いることができない。なぜなら、これらの信号を分離するには２つ以上のコイルの異なる応答が必要とされるからである。

このような手法の１つの利点は、走査時間が短くなることである。しかし、このような構成では、追加のコイル、ＲＦ電子回路、およびソフトウエアが必要になるという欠点が生じる。

従って、上記の欠点を克服または少なくとも軽減しようとするのと同時に、依然として走査時間も短くするような、改善された構成を提供することが望ましい。特に、既存のハードウエアを用いて実施され得る方法およびシステムを提供することが望ましい。

本発明の第１の態様によれば、磁気共鳴映像法を実施する方法が提供される。この方法は、所与の視野にわたって、第１および第２の異なる空間感度プロフィールを生成するステップと、少なくとも１つの受信コイルで、第１空間感度プロフィールを用いて、第１ＭＲＩ測定を実行するステップと、第１ＭＲＩ測定を実行するのに用いられた１または複数の受信コイルまたは複数の受信コイルの少なくとも１つで、第２空間感度プロフィールを用いて、第２ＭＲＩ測定を実行するステップと、得られたこれら２つの測定値を合成するステップとを含む。

即ち、両方の測定は、同じ受信コイルまたは同じ受信コイル・アレイで実行される。従って、受信コイルは１つだけでよいが、好都合な場合には複数のコイルも使用できる。
このような方法を用いれば、従来の数のコイルを用いて２つの異なる空間感度プロフィールが生成されるので、追加のコイルが不要であることが理解されよう。

好ましくは、これら２つの空間感度プロフィールのそれぞれは、交互に並んだ相対的に高感度の領域と相対的に低感度の領域とを有し、それぞれのプロフィールの相対的に高感度の領域は、他方のプロフィールの相対的に低感度の領域に対応する。

こうすることにより、２つのＭＲＩ測定から得られた信号が容易に区別され得る。
これら２つの空間感度プロフィールは、１または複数の感度最大値および１または複数の感度最小値を定義し、これら２つのプロフィールの一方において感度最大値を有する１または複数の領域は、これら２つのプロフィールの他方において感度最小値を有する１または複数の領域に対応する。

好ましくは、これらの空間感度プロフィールは、ＭＲＩ画像の取得前に、対応するそれぞれの横磁化空間分布を生成することによって形成される。
具体的には、第１空間感度プロフィールは、対応する横磁化空間分布を生成することによって形成され、次いで、第２空間感度プロフィールは、第１測定を実施する前に、対応する縦磁化空間分布を生成することによって形成され得る。その後、この縦磁化空間分布は、第２測定を実施する前に、対応する横磁化空間分布に変換される。

これら２つの場合の一方で、空間感度プロフィールは、少なくとも２つのこのような感度最大値および少なくとも２つのこのような感度最小値を定義することができ、各プロフィールにおける隣接する最大値の間隔は、結果的に得られる合成ＭＲＩ画像の２つの画素に対応する。

即ち、それぞれの感度最大値は、結果的に得られる合成ＭＲＩ画像の単一の画素に対応する。
好ましくは、各空間感度プロフィールは正弦波状に変化し、２つのプロフィールは、１／４サイクルの位相差だけ空間的にずれており、好ましくは、感度または各感度最小値は実質的にゼロである。

これらの測定値は、単にこれら２つのプロフィールの高感度領域からの測定値をインタリーブすることによって、合成され得る。
あるいは、これらの測定値は、これら２つのプロフィールのそれぞれの全てにわたって取得された測定値に対して或るアルゴリズムを実施することによって、合成され得る。

本発明の第２の態様によれば、ＭＲＩ（磁気共鳴映像法）装置を制御するシステムが提供される。このシステムは、この装置の第１および第２の動作モードを選択的に確立する手段を備える。各モードは、所与の視野にわたって、異なるそれぞれの空間感度プロフィールを定義し、それによって、ＭＲＩ装置が、第１モードで動作しているときに、少なくとも１つの受信コイルを用いて第１測定を実行し、その後、この装置が第２モードで動作しているときに、第１ＭＲＩ測定を実行するのに用いられた１または複数の受信コイル、あるいはそれらのコイルの少なくとも１つを用いて、第２測定を実行することができる。このシステムは、結果的に得られた測定値を合成する手段を更に備える。

即ち、両方の測定は、同じ受信コイルまたは同じ受信コイル・アレイで実行される。従って、受信コイルは１つだけでよいが、好都合な場合には複数のコイルも使用できる。
次に、添付の図面を参照して本発明の好ましい実施形態を説明する。

磁気共鳴画像は、磁化の横成分、即ち、通常はｚ軸に沿って設定される、主磁場に直交する成分から、取得される。好ましい実施形態では、得られた画像の強度は、画像が取得される前の横磁化の空間分布によって重み付けされる。この横磁化は、１方向に延びる空間的な正弦波のプロフィールの形で準備され、これは、２次元的には、強い横磁化と弱い横磁化（例えばゼロ）とのそれぞれが交互に並んだ一連のストライプに相当する。強い磁化領域は、取得された画像中の高感度領域に対応する。

相補的な感度プロフィールは縦磁化として記憶され、これはイメージングのシーケンス中に後に呼び出される。これは、パルス・シーケンスへ、追加のグラジエント（gradient）・パルスを、そして続いて無線周波パルスを挿入することによって、実現される。

図１に示すように、第１実施形態では、高感度領域の間隔は、最終画像の画素間隔の２倍と等しく設定され、信号は、標準のＭＲＩ読出し技術を用いて取得される。この信号は、各画素が主に高感度領域を表すものである画像を形成するのに用いられ、これは画素面積の半分にほぼ等しい。その後、残りの横磁化信号は破棄される。次いで、適切な無線周波パルスを印加することによって、記憶された縦磁化が変換されて横磁化へ戻される。その後、第２画像が取得され、その画素は第２感度プロフィール内の高感度領域に集まり、その領域は、第１感度プロフィール内の高感度領域間の中央にある。次いで、これら２つの画像からの画素をインタリーブすることによって、合成画像が形成される。この合成画像の分解能は、これら２つの成分画像のそれぞれの分解能の２倍である。

図１は、第１測定値および第２測定値から画像を形成する画素１、２を示す。陰影部は、各画素に関連する、感度プロフィール全体のうちの部分を示す。最終画像３は、第１および第２測定値からのインタリーブされた画素を含む。実線１’は横磁化プロフィールを表し、破線２’は記憶された縦磁化プロフィールを表す。これらのプロフィールは、形が正弦波状であり、互いに１／４波長だけ位相がずれていることが理解されよう。

これら２つの成分画像間には小さな強度差がある。これは、これら２つの無線周波パルス間の縦磁化の減衰から生じるものである。しかしながら、一般に、この減衰は、信号取得中に生じる横磁化の減衰よりもかなり小さい。

この技術は、任意の無線周波コイル構成とともに用いることができる。
用いられるパルス・シーケンスが図２に示されている。このパルス・シーケンスは、９０°、１８０°、および９０°のシーケンシャルなフリップ角を有する３つのスライス選択無線周波パルスからなる。１８０°パルスは、２番目の９０°パルスの時点までに、磁場の不均一性から生じる磁化のデフェージング（dephasing、位相ずれ）をリフォーカスする（refocus、再び焦点を定める）ように働く。しかしながら、磁化のデフェージングの度合いが小さい場合には、この１８０°パルスを割愛して、その代わりにスライス選択軸に沿ってリフォーカス傾斜（リフォーカス・グラジエント）を用いることができる。

最初の２つの９０°パルスの印加の間に、磁化を部分的にデフェーズさせるためにグラジエントが印加される。この効果は、横磁化の線形的位相シフトを生成することである。回転基準フレームでは、即ち、ｚ軸について回転するフレームでは、横磁化のｘ成分およびｙ成分は、最大値が１／４波長だけずれている正弦波を形成する。第２の９０°パルスの効果は、これら２つの成分の１つを縦磁化に変換して、横磁化の１成分だけを残すことであり、その振幅は画像全体にわたって位置の正弦波状の変化を示す。第１画像が取得された後に、この縦磁化を変換し直して横磁化へ戻すために第３の９０°パルスが印加され、その後に第２画像が取得され、次いで、この第２画像が第１画像と合成される。

しかし、ＲＦ励起コイルによって生成されるフリップ角は、対象物全体にわたって常に均一というわけではない。この技術は、約９０°（および１８０°）のフリップ角を実現することに依存している。これらのフリップ角が正しい値を有するところでは、第１および第２画像の強度はほぼ等しいが、他の場所ではそれらは正しく一致しないことがある。インタリーブされた画像では、この不一致は、２画素の期間の１組のストライプとして現れる。

上記および関連の問題を補正するために、追加の予備走査画像が取得される。この場合には、個々のＲＦパルスの位相が変更されて、この誤差の大きさを決めて後続の画像を画素ごとに補正するようにされる。この補正は、第１画像と第２画像の取得の間での縦（Ｔ１）緩和の結果として生じる小さな差異も補償する。

この補正に用いられるデータは、フリップ角のローカル分布の測定値に対応する。フリップ角分布を測定する任意の他の方法で同様の補正が実現され得るはずである。
このグラジエントの振幅は、正弦波の波長が、取得した第１画像および第２画像のそれぞれの画素間隔の２倍になるように、選択される。各画像中のピーク感度領域の間隔は、従って、１つの完全な画素であり、これらのピークは、第１取得画像と第２取得画像との間で１画素の半分だけずれている。

その後、これら２つの画像がインタリーブされて合成画像が生成される。
この実施形態では、格別にＭＲＩでは、信号は、第２および第３の９０°パルスの後で、正または負の何れかの振幅を有する読出しグラジエントを用いて取得され得る。読出し軸上の追加のグラジエントにより、双方のコヒーレンス、ＡおよびＢ、からの信号が同じ読出しで測定され、それによって２つの別々のインタリーブされた画像が生成されることを可能にする。コヒーレンスＡおよびＢは、試験中に受けたグラジエントおよびＲＦパルスの履歴が類似した信号のリフェージングを表す。

図３に、単純なグラジエント・エコー読出しの場合の、第１画像取得のみに関しての、第１の９０°パルス後の可能な信号取得モードの例を示す。位相エンコード・グラジエントは示されていない。モード（ａ）では、正の読出しグラジエントが印加され、モード（ｂ）では、負の読出しグラジエントが印加され、モード（ｃ）では、２つの別々のインタリーブされた画像ＡおよびＢがこれら２つの信号から構築される。モード（ｄ）は、以下で説明する第２実施形態に関係するものである。同じ原理が、位相エンコード方向に適用され得る。モード（ｅ）および（ｆ）がこの例であり、それぞれモード（ａ）および（ｂ）に対応する。

高速の画像形成を行う場合、エコー・プラナー読出しを用いて、これらのコヒーレンスの一方または両方から信号を読み取ることができる。インタリーブされた画像の一方のみが読み出される場合、各読出しにおけるグラジエントの反転の数は、デフェージング・グラジエントが位相エンコード方向において適用される場合には、従来のエコー・プラナー・イメージングに比べて半分に減る。

上記の方法はＥＰＩ（エコー・プラナー・イメージング）と組み合わされて、ＥＰＩ読出しトレイン長を短くし、また、画像分解能を上げることができる。これは、（ａ）位相エンコード方向に沿っておよび（ｂ）読出し方向に沿って課せられる正弦波プロフィールを用いることによって実現される。双方の場合において、２つのエコー・プラナー読出しトレインが用いられるものであり、１つは第２の９０°パルス後であり、もう１つは第３の９０°パルス後である。ＥＰＩに伴う１つの問題は画像の歪みである。これは、主に、主磁場Ｂ_０のローカルな変化の結果として位相エンコード方向に沿って生じる。ジェッザード・ピー（Ｊｅｚｚａｒｄ Ｐ）その他による「医学における磁気共鳴（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ）３４」の６５〜７３頁（１９９５年）から、歪みは、磁場分布マップを用いて補正され得ることがわかっている。このようなマップは、例えば、異なるエコー時間を有する２つの画像の間の位相差を用いて得られているが、これらは、磁場マップの取得と画像の補正との間に対象物が動く場合には、理想的ではないことがある。

（ａ）の場合、実効エコー時間が異なることにより異なるコントラストを有する２つの別々の画像が生成され得る。これらの画像を合わせて用いてＢ_０磁場マップを生成することができ、これを用いて画像の歪みを補正することができる。この磁場マップは、画像が補正されるのと同じ時点にシングル・ショットで測定されるので、この歪み補正は、他の多くの技術よりも、対象物の動きの影響を受ける度合いがはるかに小さい。

（ｂ）の場合、２つの連続したエコーを用いて、ＥＰＩシーケンスのグラジエントが反転するごとにｋ空間の別々のラインをエンコードすることができる。こうすると、グラジエント・ハードウエアに対して大きな追加の要求をすることなく、位相エンコード方向においてｋ空間を２倍の速さで扱うことができる。上記方法の他の応用例の場合と同様に、第１および第２画像が取得され、それらが（この場合は読出し方向に）インタリーブされて、最終画像が形成される。従来のＥＰＩに比べて、歪みレベルは約半分に低減される。

第２実施形態では、横磁化を準備するために同様の方法を用いて２つの画像が取得される。各画像は、１方向においての信号強度および位相の正弦波状の変化の形態で空間感度プロフィールを示し、これら２つのプロフィールは１／４サイクルだけ位相がずれている。しかしながら、これらのプロフィールは、特定の画素位置に関連する最大値または最小値を有するようには制約されない。

第２実施形態の方法は、ＲＦパルスおよびグラジエントを用いて、対象物から、信号強度および／または位相における独特の空間的変化を持つ複数の画像を取得する。これらの複数の画像は、フーリエ・エンコードの量（ｋ空間のカバレッジ）を少なくして取得され得る。この方法は、任意の既存の並列画像形成手順と組み合わせることができる。このような並列法の場合と同様に、動的な走査の前に空間応答の変化をマッピングすることができ、１つの完全な画像を生成するためにこの情報が用いられる。

第１実施形態の場合と同様に、これらの空間感度プロフィールは、画像取得の前に両方の成分画像についてマッピングされる。それぞれの成分画像は、視野（field of view）を狭めて取得され、視野全体を有する合成画像は、「ＳＥＮＳＥ」アルゴリズムまたはそれと等価のアルゴリズムを用いて、これら２つの成分画像を合成することによって生成される。

この実施形態では、磁化の波長および位相ならびに生成される画像の強度は固定されていない。そのため、無線周波パルスの位相およびデフェージング・グラジエントの強度は、この空間応答により所与のコイルまたは画像形成の対象物について最適な信号対雑音比が生じるように、調整され得る。この方法がエコー・プラナー・イメージングとともに用いられると、デフェージング・グラジエントの大きさおよび視野の減少を用いて、２つのエコーが読出し中に生じるように信号を調整することができる。これらのエコーは、Ｔ_２＊の異なる値のを有することになり、これは、横磁化のデフェージング、即ち、横磁化の正味ゼロへの戻りを取り仕切る時定数である。従って、これら２つのエコーを用いて、異なる値のＴ_２＊を有する別々の画像を生成することができる。

第１実施形態の場合と同様に、用いられるパルス・シーケンスが図２に示されている。このパルス・シーケンスについての上記の説明は第２実施形態にも同等に適用される。
しかし、このグラジエントの振幅は、第１実施形態で用いられるものよりもかなり低く設定され、感度においての結果的に得られる空間的な正弦波状の変化は、視野のスケールで起きる。得られた２つの画像は、「ＳＥＮＳＥ」アルゴリズムまたはそれと等価のアルゴリズムを用いて合成される。

図３ｄに、第２実施形態についての信号の取得を示す。感度プロフィールを操作するために、デフェージング・グラジエントの大きさおよびＲＦパルスの位相を変更することができ、このデフェージング・グラジエントは任意の軸に沿って適用され得る。

上記で説明した双方の実施形態において、直交コイルを用いて２^０．５の信号対雑音比における改善がなされる。
双方の実施形態において、例えば、パルス・シーケンスに追加の１８０°ＲＦパルスを含めることによって、画像コントラストが操作され得、かつ／または、更なるエコーが生成され得る。

本発明の方法およびシステムについて多くの利点があることを理解されたい。従来方式の映像法に比べて、読出し時間および位相エンコードのステップ数が、最大１／２まで少なくなる。更に、無線周波送信用または感度マップ取得用の特別なコイル構成が不要である。更に、第２実施形態の感度マップに位相情報を含めて、再構築手順を改善することができる。このシーケンスは、許容可能な度合いの均一性を有する任意の送受信コイルと共に用いることができ、従って、様々な状況で容易に用いることができる。このことは、コイルの幾何学形状がその空間感度プロフィールに関連して制約を受ける従来技術の複数コイル構成と対照的である。

更に、画像形成の対象物に応じて、デフェージング・グラジエントの強度を変更し、かつ無線周波パルスの位相を調整することによって、画像全体にわたる感度の変動が調整され、それによって信号対雑音比が最大化され得る。また、この信号対雑音比は、２つの成分画像の間でノイズの相関がないために向上する。更に、視野の中心に向かって画像が劣化する傾向のある従来方式の「ＳＥＮＳＥ」画像に比べて、画像にわたっての信号対雑音比の均一性が向上する。

本発明の好ましい方法およびシステムから生じ得る更なる利点は、エコー・プラナー・イメージング、２次元フーリエ変換ＭＲＩ走査法、およびグラジエント・エコーＭＲＩ法の走査時間が５０％短くなることである。エコー・プラナー・イメージングの場合には、これにより画像の歪みが半分に低減する。

第２実施形態では、最高の画質を得るために、磁気共鳴位相情報をより十分に用いることが望ましい。

図１は、本発明の第１実施形態による方法で用いられる２つの空間感度プロフィールを示す。 図２は、本発明による第１および第２実施形態による方法で用いられるパルス・シーケンスを示す。 図３は本発明の実施形態で用いる信号を取得する４つの方法を示すものであり、図３ａは本発明の第１実施形態に関連する。 図３ｂは、本発明の第１実施形態に関連する。 図３ｃは、本発明の第１実施形態に関連する。 図３ｄは、本発明の第２実施形態に関連する。 図３ｅは、本発明の更なる代替実施形態による信号取得モードを示す。 図３ｆは、本発明の更なる代替実施形態による信号取得モードを示す。

Claims (22)

1. 磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）を実施する方法であって、
   所与の視野にわたって、異なっている第１空間感度と第２空間感度プロフィールとを生成するステップと、
   前記第１空間感度プロフィールを用いて少なくとも１つの受信コイルで第１ＭＲＩ測定を実行するステップと、
   前記第１ＭＲＩ測定を実行するのに用いられた前記受信コイル（１または複数）または前記受信コイルの少なくとも１つで、前記第２空間感度プロフィールを用いて、第２ＭＲＩ測定を実行するステップと、
   ２つの前記測定の結果を合成するステップと
   を含む方法。
2. 請求項１に記載の方法であって、２つの前記空間感度プロフィールのそれぞれが、交互に並んだ相対的に高感度の領域と相対的に低感度の領域とを有し、各プロフィールの前記相対的に高感度の領域が、他方のプロフィールの前記相対的に低感度の領域に対応する、方法。
3. 請求項１または請求項２に記載の方法であって、２つの前記空間感度プロフィールが、１または複数の感度最大値および１または複数の感度最小値を定義し、２つの前記プロフィールの一方における感度最大値を有する１または複数の領域が、２つの前記プロフィールの他方における感度最小値を有する１または複数の領域に対応する、方法。
4. 請求項３に記載の方法であって、前記空間感度プロフィールが、少なくとも２つの前記感度最大値および少なくとも２つの前記感度最小値を定義し、各プロフィールにおける隣接する最大値の間隔が、結果として得られた合成ＭＲＩ画像の２つの画素に対応する、方法。
5. 請求項１ないし４の何れかに記載の方法であって、２つの前記空間感度プロフィールのそれぞれが、空間的に正弦波状に変化し、２つの前記プロフィールが、１サイクルの一部の位相差だけ空間的に離れている、方法。
6. 請求項３ないし５の何れかに記載の方法であって、前記または各感度最小値の感度が実質的にゼロである、方法。
7. 請求項２ないし６の何れかに記載の方法であって、２つの前記プロフィールの前記高感度領域からの測定値をインタリーブすることによって、前記測定値が合成される、方法。
8. 請求項２ないし６の何れかに記載の方法であって、２つの前記プロフィールのそれぞれの全体にわたって取得された測定値に対してアルゴリズムを実施することによって、前記測定値が合成される、方法。
9. 請求項１ないし８の何れかに記載の方法であって、前記空間感度プロフィールが、ＭＲＩ画像の取得前に、対応するそれぞれの横磁化空間分布を生成することによって形成される、方法。
10. 請求項９に記載の方法であって、前記第１空間感度プロフィールが、前記対応する横磁化空間分布を生成することによって形成され、前記第２空間感度プロフィールが、前記第１測定を実施する前に、対応する縦磁化空間分布を生成することによって形成され、その後、前記縦磁化空間分布が、前記第２測定を実施する前に、対応する横磁化空間分布に変換される、方法。
11. 請求項９または請求項１０に記載の方法であって、２つの前記横磁化空間分布が、２つの別々のＭＲＩ画像取得において生成されサンプリングされる、方法。
12. 請求項１ないし１１の何れかに記載の方法であって、追加の無線周波パルスおよびグラジエント・パルスを含めることによって、画像コントラストを操作するステップ、および／または更なる画像を生成するステップを更に備える、方法。
13. 磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）装置を制御するシステムであって、前記装置の第１動作モードおよび第２動作モードを選択的に確立する手段を備え、各モードが、所与の視野にわたって、異なるそれぞれの空間感度プロフィールを定義し、それによって、前記ＭＲＩ装置が、前記第１モードで動作しているときに少なくとも１つの受信コイルを用いて第１測定を実行できるようにし、その後、前記第２モードで動作しているときに、前記第１ＭＲＩ測定を実行するのに用いられた前記受信コイル（１または複数）又は前記受信コイルの少なくとも１つを用いて第２測定を実行できるようにするものであり、前記システムが、結果として得られた測定値を合成する手段を更に備える、システム。
14. 請求項１３に記載のシステムであって、２つの前記空間感度プロフィールのそれぞれが、交互になった相対的に高感度の領域と相対的に低感度の領域とを有し、各プロフィールの前記相対的に高感度の領域が、他方のプロフィールの前記相対的に低感度の領域に対応する、システム。
15. 請求項１３または請求項１４に記載のシステムであって、２つの前記空間感度プロフィールが、１または複数の感度最大値、および１または複数の感度最小値を定義し、２つの前記プロフィールのうちの一方における感度最大値を有する１または複数の領域が、２つの前記プロフィールのうちの他方における感度最小値を有する、システム。
16. 請求項１５に記載のシステムであって、前記空間感度プロフィールが、少なくとも２つのこのような感度最大値、および少なくとも２つのこのような感度最小値を定義し、各プロフィールにおける隣接する最大値間の間隔が、結果として得られた合成ＭＲＩ画像の２つの画素に対応する、システム。
17. 請求項１３ないし１６の何れかに記載のシステムであって、２つの前記空間感度プロフィールのそれぞれが、空間的に正弦波状に変化し、２つの前記プロフィールが、１サイクルの一部の位相差だけ空間的にずれている、システム。
18. 請求項１５ないし１７の何れかに記載のシステムであって、前記または各感度最小値の感度が実質的にゼロである、システム。
19. 請求項１４ないし１８の何れかに記載のシステムであって、前記測定値を合成する前記手段が、２つの前記プロフィールの前記高感度領域からの前記測定値をインタリーブする手段を備える、システム。
20. 請求項１４ないし１８の何れかに記載のシステムであって、前記測定値を合成する前記手段が、２つの前記プロフィールのそれぞれのものの全てにわたって取得された前記測定値に対してアルゴリズムを実行する手段を備える、システム。
21. 請求項１３ないし２０の何れかに記載のシステムであって、ＭＲＩ画像の取得前に、対応するそれぞれの横磁化の空間分布を生成することによって、前記空間感度プロフィールを作成する手段を更に備える、システム。
22. 請求項２１に記載のシステムであって、前記プロフィールを作成する手段が、前記第１動作モードに対応する前記対応する横磁化の空間分布を生成する手段と、前記第１モードにおけるＭＲＩ画像の取得の前に、縦磁化の空間分布の形で前記第２動作モードに対応する前記空間分布を記憶する手段と、前記第２モードにおけるＭＲＩ画像の取得の前に、記憶された前記縦磁化の空間分布を、対応する横磁化の空間分布に変換する手段とを備える、システム。

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