単一および多重チャネル受信コイルを用いた同時マルチスライス磁気共鳴画像法
磁気共鳴画像（ＭＲＩ）システムで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が、提供される。画像データは、複数のスライス位置に対するＲＦエネルギーの適用後に取得される。ＲＦエネルギーは、各スライス位置に異なる位相を提供するために、調整される。参照画像データは、画像データの取得に対して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エネルギーの適用後に、各スライス位置に対して取得される。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。それら両方の画像セットを用いて、非エイリアス画像が、複数のスライス位置のそれぞれに対して生成される。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本出願は、２０１０年２月２５日に出願された「単一および多重チャネル受信コイルを用いた同時マルチスライス磁気共鳴画像法（Method for Simultaneous Multi-Slice Magnetic Resonance Imaging Using Single and Multiple Channel Receiver Coils.）と称する米国仮出願番号６１／３０８，１７０の利益を主張する。
【０００２】
本発明は、国立衛生研究所により認められたＥＢ００７８２７に基づく、政府支援によりなされたものである。米国政府は、本発明に関して一定の権利を有する。
【背景技術】
【０００３】
本発明は、磁気共鳴画像（ＭＲＩ）方法および装置に関するものであり、特に、同時マルチスライスＭＲＩの方法および装置に関する。単一または多重チャネル受信コイルは、複数のスライス位置から画像データを同時に取得するのに用いられる。
【０００４】
ＭＲＩは、画像を生成するために核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を用いる。人体組織のような物質が、一様な磁界（分極場Ｂ0）を受けると、その組織における核の各磁気モーメントは、この分極場と整列しようとするが、それら固有のラーモア周波数でランダムにその磁界の周りを歳差運動する。その物質又は組織が、ｘ−ｙ平面内でラーモア周波数に近い磁界（励起場Ｂ1）を受けた場合、正味の整列したモーメントＭzが、ｘ−ｙ平面で回転または「傾斜」して、正味の横方向の磁気モーメントＭxyを生成することができる。励磁信号Ｂ1が終了した後に、信号が励起した核または「スピン」によって放射される。その信号は、画像を生成するために受信したり、加工処理したりしてもよい。
【０００５】
それら「MR」信号を利用して画像を生成する際、磁場傾斜（Ｇx、Ｇy、および、Ｇz）が、その信号の空間エンコードに用いられる。受信したMR信号の結果のセットは、デジタル化され、加工処理されて、多くのよく知られた再構成法の１つを用いて画像を再構成する。
【０００６】
各MR信号を取得するために用いられる測定サイクルは、パルスシーケンス制御装置によって生成されるパルスシーケンスに従って、行われる。臨床的に利用可能なMRIシステムは、多くの異なる臨床応用の必要性を満たすために規定することができるパルスシーケンスのライブラリを保存する。リサーチMRIシステムは、臨床的に証明されたパルスシーケンスのライブラリを有し、新しいパルスシーケンスの開発を可能にする。
【０００７】
MRIシステムで取得したMR信号は、フーリエ空間または当業者においては「ｋ空間」と称される空間における検査対象の信号サンプルである。各MR測定サイクルまたはパルスシーケンスは、通常、そのパルスシーケンスのサンプリング軌道特性（sampling trajectory characteristic）に沿ってｋ空間の一部をサンプリングする。多くのパルスシーケンスは、スピンワープスキャン、フーリエスキャン、レクティリニアスキャン、デカルトスキャンなどと呼ばれるラスタースキャンのようなパターンでｋ空間をサンプリングする。他のパルスシーケンスは、放射状のラインや螺旋のような非デカルト軌道に沿って、ｋ空間をサンプリングすることもできる。
【０００８】
用いられる技術に応じて、多くのMRスキャンは、医療画像を生成するのに必要なデータを取得するために、多くの時間が現在必要とされている。このスキャン時間の短縮は、重要な事項である。スキャン時間を短縮することは、全体的に患者を増やし、患者の快適を向上させることができると共に、モーションアーチファクト（motion artifacts）を減らすことで画像の品質を高めることができる。多くの異なる画像方法は、スキャン時間を短くするために開発されている。
【０００９】
スキャン時間を短くするための１つの方法としては、一般的に「パラレルMRI（pＭＲＩ：parallel MRI）」と呼ばれる方法がある。そのパラレルMRI法は、ＲＦパルス（radio frequency pulse）や磁場傾斜、例えば、位相や周波数エンコード傾斜を用いて、逐次的方法で取得されなければならない空間エンコードの代わりに、ＲＦ受信コイルのアレイから空間的情報を用いる。そのアレイの空間的に独立した各受信コイルは、特定の空間情報を伝え、異なる空間的感度プロファイルを有する。その情報は、受信したMR信号の完全な空間エンコードを達成するために、用いられる。例えば、別々のコイルから受信して同時に取得したデータを結合することによって、空間エンコードを達成することができる。固定のｋ空間でカバーされる最大範囲を保持している間、パラレルMRI法は、取得され位相エンコードされたｋ空間のサンプリングライン（phase-encoded k-space sampling lines）の数を減らすことによって、ｋ空間をアンダーサンプリングすることが可能である。別々の受信コイルによって生成された個々のMR信号の結合は、従来のｋ空間データ取得に比べて、受信コイルの数に関連する係数によって、画像に必要とされる取得時間の短縮を可能にする。したがって、複数の受信コイルの使用は、傾斜切り替え速度（gradient switching rates）またはRFパワーを増やすことなく、画像化速度を増加させる働きをする。
【００１０】
開発され生体内撮像に適用されるパラレルイメージング技法の２つ分類として、「画像空間方法（image space methods）」および「ｋ空間方法（k-space methods）」と呼ばれるものがある。代表的な画像空間方法としては、「ＳＥＮＳＥ（sensitivity encoding：感度符号化）」が当技術分野で周知である。また、代表的なｋ空間方法としては、「SMASH（simultaneous acquisition of spatial harmonics）」が、当業者分野でよく知られている。SENSEでは、アンダーサンプリングされたｋ空間データが、最初にフーリエ変換され、各コイルからエイリアス画像（aliased image）を生成する。その後、エイリアス画像信号は、重ね合わせられたピクセル値の線形変換によって展開される。SMASHでは、省略されたｋ空間ラインが、異なる受信コイルで取得された隣接するｋ空間ラインの重み付けされた結合を構成することによって、フーリエ変換の前に合成されるか、または、再構成される。また、SMASHは、コイルの空間感度が決定されることを必要とし、それを実行する１つの方法としては、可変の密度ｋ空間サンプリングの使用を必要とする「自動校正（autocalibration）」がある。
【００１１】
自動校正を用いたSMASHでさらに進歩した方法としては、例えば、米国特許番号6,841,998に記載されているような、GRAPPA（generalized autocalibrating partially parallel acquisitions：一般化自動較正型部分的並列取得）がある。GRAPPAでは、ｋ空間の周辺領域で用いられるアンダーサンプリングと比較すると、ｋ空間の中央に近いｋ空間ラインが、ナイキスト周波数でサンプリングされる。それら中央のｋ空間ラインは、ACS（autocalibration signal：自動校正信号）と称され、重み付け係数を決定するために用いられる。重み付け係数は、欠けたｋ空間のラインを合成または再構成するために用いられる。特に、個々のコイルデータの線形結合は、ｋ空間の欠けたラインを作成するために用いられる。結合の係数は、取得したデータを、さらに高度にサンプリングされたデータにｋ空間の中心の近くで合わせることによって、決定される。
【００１２】
他の方法としては、部分的ｋ空間のエコープラナーイメージング（EPI：echo-planar imaging）と称される方法が用いられる。その場合、取得したｋ空間ラインの数が減らされて、相対的に短いエコー時間（TE）が使用される。それにより、信号の脱落（signal dropout）を最小にすることができる。また、面内SENSE（in-plane SENSE）、または、その導関数（derivative）の１つの使用によって、ｋ空間をカバーするために必要とされる時間を、さらに減らすことができる。
【００１３】
スキャン時間を減らすための他の方法が、開発されている。例えば、複数のＲＦ受信コイルのアレイを用いて、多重画像化スライス位置から画像データを同時取得し、その後、画像再構成中に重ね合わせられたスライスを分離する方法が、D.J. Larkman他による「同時に励起される多重スライスから信号の分離ための多重コイルの使用（Use of Multicoil Arrays for Separation of Signal from Multiple Slices Simultaneously Excited）」（Journal of Magnetic Resonance Imaging、２００１、13(2)：313-317）で紹介されている。多重スライスの分離が、画像再構成中に分離されなければならないエイリアスピクセル（aliased pixels）の密接した空間的近接によって難しくなるという点で、この方法は制限される。例えば、画像データが、約３ｃｍのインタースライス（inter-slice）間隔で、同時に３つのスライスから取得される場合、エイリアシングは、スライスエンコード方向に沿って存在し、このエイリアシングは、信頼できる画像を生成するために、元に戻さなければならない。エイリアスピクセルの原点は、空間で３ｃｍ離れているだけであり、それはSENSEのようなスタンダードパラレル画像化方法（standard parallel imaging methods）でそれらの分離を難しくさせているエイリアスピクセルの空間的接近である。
【００１４】
エイリアスピクセルを適切に分離するために、SENSEや他の似たような方法における問題は、エイリアスピクセルの位置で複数のアレイコイル要素間の検出強度の違いから生じる。特に、アレイコイル要素の検出プロファイルが、数センチメートルの空間的規模で十分に固有ではないことが問題である。このため、高SENSEのｇ因子（high SENSE g-factor）を特徴とする高いレベルのノイズ増幅は、分離される画像に存在する。これは、SENSE方法の従来の実現と対照的である。従来のＳＥＮＳＥでは、アンダーサンプリングされる位相エンコードスキームは、スライスエンコード方向に対して直交する位相エンコード方向（phase-encoding direction）に沿ってエイリアシングを生成する。また、この平面内のエイリアシングは、画像フィールドオブビュー（FOV：image field-of-view）の半分で分離される一対のエイリアスピクセルになる。従来の脳画像に対して、FOVは、約２４ｃｍに相当する。したがって、エイリアシングが、画像平面またはスライスで生じると、エイリアスピクセル間の距離は、約１２ｃｍになる。その距離は、エイリアスされる一対のピクセル間で４倍より小さい距離であると考えられ、Ｌａｒｋｍａｎによって開示されている方法では、かなりのノイズ増幅になる。したがって、Ｌａｒｋｍａｎによって教示されているような現在の利用可能な方法よりもノイズ増幅が少ない同時マルチスライス画像化方法を提供することが望まれている。
【００１５】
他の有名な同時マルチスライス画像化方法としては、Ｆｅｉｎｂｅｒｇ等による「ＥＰＩにおける同時エコー再フォーカス（Simultaneous Echo Refocusing in EPI）」（Magn. Reson. Med., 2002、48(1)：1-5）がある。「ＳＥＲ−ＥＰＩ」と称されるその方法では、実際の同時とは対照的に、スライスのＲＦ励起が連続して起こる。読み出し傾斜パルスは、２つの連続励起の間に適用され、画像空間では読み出し方向に相当するＫ方向に沿って、他に関連する１つのスライスのｋ空間データを移動させるように働く。読み出しウィンドウ（readout window）を延ばすことによって、両方のスライスに対するｋ空間データは、連続してキャプチャーされる。その後、そのデータは、別々にカットされて個々に再構成されることができる。しかしながら、この方法は、いくつかの不都合な点を有する。この方法では、励起が同時ではないので、２つのスライスが、同一のエコー時間（「ＴＥ」）を有さない。実際、エコー時間ＴＥは、通常約３ミリ秒（ｍｓ）異なる。画像強度およびコントラストが、指数関数的にエコー時間に依存するので、このエコー時間の違いには、問題がある。したがって、２つのスライスが、画像コントラストまたは強度において正確に同一ではない。ＳＥＲ−ＥＰＩ方法の他の制限としては、第２のスライスの移動されたｋ空間データをキャプチャーするために必要とされる延ばされた読み出しが、全体の読み出し継続時間を増加させる。実際、この増加した継続時間が、結果として得られるＥＰＩ画像に含まれる磁化率分布Ｂ0を増加させる。
【００１６】
最近では、FeinbergのＳＥＲ−ＥＰＩ方法は、D. A. Feinberg等による「サブセカンド全脳ｆＭＲＩおよび高速拡散画像における多重エコー平面画像化（Multiplexed Echo Planar Imaging for Sub-Second Whole Brain fMRI and Fast Diffusion Imaging）」（PLos ONE (5)：e15710）に記載されているように、Larkmanによって利用されている方法を含めるために、変更された。この方法はごく最近に変更された方法であるが、Larkmanによって開示されている再構成技法の制限をまだ有している。
【００１７】
標準画像取得を高速化するために、他のパラレル画像化方法、例えば、従来のＳＥＮＳＥやＧＲＡＰＰＡがあったので、同時マルチスライス方法は、従来の画像化において多くのトラクション（traction）を得ていなかった。しかしながら、上述したように、他の従来のパルスシーケンスで行うように、それらの方法が、ＥＰＩのようなパルスシーケンスで同じ加速利点を与えない。ＳＥＮＳＥやＧＲＡＰＰＡのようなパラレル画像化方法とは違って、マルチスライス取得技術は、例えば、位相エンコードの数を減らすことによって、ｋ空間データを読み出すのに費やす時間を短くすることを目的とはしていない。むしろ、それらは、取得ごとに複数の画像スライス位置から信号データを取得することを目的としている。このため、パルスシーケンスの繰り返し数を減らすことができ、同時に全体のスキャン時間を減らすことができる。例えば、３倍加速されたマルチスライス取得が、ＥＰＩシーケンスの繰り返しごとに３つの画像スライス位置から画像データを取得する。この同時取得の結果として、画像化量をカバーするのに必要とされるＥＰＩシーケンスの繰り返し数は、減少し、それによって合計の取得時間が同時に減少する。
【００１８】
したがって、現在の利用可能な同時マルチスライス画像化方法よりエイリアスピクセルのより確実な分離をすることが可能な同時マルチスライス画像化方法を提供することが望まれており、これらの技術に関連する利益は、臨床の場で実現することができる。さらに、休止状態または機能的結合ｆＭＲＩを含む機能的磁気共鳴画像法（「ｆＭＲＩ」）に適している方法を提供することが望ましい。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１９】
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（unaliased image）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ＭＲＩ（ｆＭＲＩ）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（functional connectome）を評価する有利な画像化方法を提供する。
【００２０】
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。
【図面の簡単な説明】
【００２１】
【図１】本発明を用いる磁気共鳴画像（ＭＲＩ）システムのブロック図である。
【図２】図１のＭＲＩシステムの構成の一部を形成するＲＦシステムのブロック図である。
【図３】図１のＭＲＩシステムの他の構成の一部を形成するパラレル受信コイルアレイを含むＲＦシステムのブロック図である。
【図４】本発明のある実施形態を実施する際に用いられるパルスシーケンスを表現するパルスシーケンス図である。
【図５】（Ａ）は、周波数空間において４つのＲＦパルスプロファイルのセットを示す図であり、（Ｂ）は、（Ｃ）のＲＦパルスプロファイルに対応する４つのＲＦパルス位相プロファイルのセットを示す図であり、（Ｃ）は、（Ａ）のＲＦパルスプロファイルをフーリエ変換して結合することにより生成された合成ＲＦパルス波形を示す図であり、（Ｄ）は、（Ｃ）の合成ＲＦパルス波形の位相を示す図である。
【図６】（Ａ）は、本発明のある実施形態に従って同時に励起される多重スライス位置を用いて、データ取得スキームの画像表現の図であり、（Ｂ）は、本発明のある実施形態に従って同時に励起される多重スライス位置を用いて、他のデータ取得スキームの画像表現の図である。
【図７】多重スライス位置から画像データを同時に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である。
【図８】再構成されたエイリアス画像において位相ドリフトを算出し補正する方法のステップを示すフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００２２】
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。
【００２３】
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ＲＦ（radio frequency）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。
【００２４】
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。
【００２５】
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（quadrature components）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。
【００２６】
【数１】
【００２７】
また、受信したＭＲ信号の位相は、以下の式で決定される。
【００２８】
【数２】
【００２９】
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。
【００３０】
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。
【００３１】
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。
【００３２】
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。
【００３３】
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。
【００３４】
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。
【００３５】
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Ｒ（ｔ）に応じて変調される。その信号Ｒ（ｔ）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Ｒ（ｔ）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。
【００３６】
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。
【００３７】
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（16-bit quadrature）（Ｑ）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。
【００３８】
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。
【００３９】
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ＭＲＩ（ｆＭＲＩ）、静止状態ｆＭＲＩ（Ｒ−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。
【００４０】
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（slice-selective tailored pulse）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：parallel slice phase tagging）」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（reference slice）」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（labeling phase）を用いて得られる。
【００４１】
ＰＳＰＴ法は、かなり改善された全体的加速のために、ＳＥＮＳＥ加速(SENSE acceleration)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：two-axis acceleration）」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（Cross-talk）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（affine registration methods）と同じように剛体を用いて、登録することができる。
【００４２】
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。
【００４３】
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（a gradient-recalled echo planar imaging ("EPI") pulse sequence）である。パルスシーケンスは、空間選択的ＲＦ励起パルス（spatially selective radio frequency excitation pulse）４０２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（rephasing lobe）４０６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。
【００４４】
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５（Ａ）〜図５（Ｄ）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（tip angel）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５（Ａ）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５（Ｂ）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５（Ａ）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５（Ｃ）に示すような合成ＲＦパルス波形を生成する。図５（Ｃ）に示された合成ＲＦパルス波形の位相は、図５（Ｄ）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。
【００４５】
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（complex-valued composite RF pulse）が、単一送信周波数から形成されることができる。
【００４６】
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(a series of gradient-recalled echo signals)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（pre-winding gradient）４１０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（blips）４１２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。
【００４７】
図６（Ａ）および図６（Ｂ）には、複数のスライス位置のグループが示されている。図６（Ａ）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６（Ａ）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６（Ｂ）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。
【００４８】
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（high dynamic range receivers）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。
【００４９】
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。
【００５０】
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（aliased signal information）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。
【００５１】
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（aliased voxel）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（unaliased data）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。
【００５２】
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。
【００５３】
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（least squares fitting）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。
【００５４】
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（vector reception field）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。
【００５５】
【数３】
【００５６】
ａnは、ｎ番目のエイリアス信号（aliased signal）の実数部であり、
【００５７】
【数４】
【００５８】
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（unaliased signal）コンポーネントの実数部であり、
【００５９】
【数５】
【００６０】
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。
【００６１】
【数６】
【００６２】
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（encoding matrix）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。
【００６３】
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（standard partial Fourier interpolation）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（partial Fourier imaging）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。
【００６４】
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。
【００６５】
【数７】
【００６６】
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。
【００６７】
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。
【００６８】
【数８】
【００６９】
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。
【００７０】
【数９】
【００７１】
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（ＲＦphase-tagging）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（magnetic field shimming）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。
【００７２】
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。
【００７３】
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。
【００７４】
【数１０】
【００７５】
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。
【００７６】
【数１１】
【００７７】
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。
【００７８】
【数１２】
【００７９】
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。
【００８０】
【数１３】
【００８１】
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。
【００８２】
【数１４】
【００８３】
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（the phase drift corrected, aliased image）である。
【００８４】
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。
【００８５】
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
【符号の説明】
【００８６】
１１０ パルスシーケンスサーバ
１１２ データ取得サーバ
１１４ データ処理サーバ
１１８ 傾斜システム
１２０ ＲＦシステム
１３０ 生理的取得コントローラ
１３２ スキャンルームインタフェース
２１０ 周波数合成装置
２３０ 基準周波数発生装置
６０２ スライス位置の第１グループ
６０６ スライス位置の第２グループ
【技術分野】
【０００１】
本出願は、２０１０年２月２５日に出願された「単一および多重チャネル受信コイルを用いた同時マルチスライス磁気共鳴画像法（Method for Simultaneous Multi-Slice Magnetic Resonance Imaging Using Single and Multiple Channel Receiver Coils.）と称する米国仮出願番号６１／３０８，１７０の利益を主張する。
【０００２】
本発明は、国立衛生研究所により認められたＥＢ００７８２７に基づく、政府支援によりなされたものである。米国政府は、本発明に関して一定の権利を有する。
【背景技術】
【０００３】
本発明は、磁気共鳴画像（ＭＲＩ）方法および装置に関するものであり、特に、同時マルチスライスＭＲＩの方法および装置に関する。単一または多重チャネル受信コイルは、複数のスライス位置から画像データを同時に取得するのに用いられる。
【０００４】
ＭＲＩは、画像を生成するために核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を用いる。人体組織のような物質が、一様な磁界（分極場Ｂ0）を受けると、その組織における核の各磁気モーメントは、この分極場と整列しようとするが、それら固有のラーモア周波数でランダムにその磁界の周りを歳差運動する。その物質又は組織が、ｘ−ｙ平面内でラーモア周波数に近い磁界（励起場Ｂ1）を受けた場合、正味の整列したモーメントＭzが、ｘ−ｙ平面で回転または「傾斜」して、正味の横方向の磁気モーメントＭxyを生成することができる。励磁信号Ｂ1が終了した後に、信号が励起した核または「スピン」によって放射される。その信号は、画像を生成するために受信したり、加工処理したりしてもよい。
【０００５】
それら「MR」信号を利用して画像を生成する際、磁場傾斜（Ｇx、Ｇy、および、Ｇz）が、その信号の空間エンコードに用いられる。受信したMR信号の結果のセットは、デジタル化され、加工処理されて、多くのよく知られた再構成法の１つを用いて画像を再構成する。
【０００６】
各MR信号を取得するために用いられる測定サイクルは、パルスシーケンス制御装置によって生成されるパルスシーケンスに従って、行われる。臨床的に利用可能なMRIシステムは、多くの異なる臨床応用の必要性を満たすために規定することができるパルスシーケンスのライブラリを保存する。リサーチMRIシステムは、臨床的に証明されたパルスシーケンスのライブラリを有し、新しいパルスシーケンスの開発を可能にする。
【０００７】
MRIシステムで取得したMR信号は、フーリエ空間または当業者においては「ｋ空間」と称される空間における検査対象の信号サンプルである。各MR測定サイクルまたはパルスシーケンスは、通常、そのパルスシーケンスのサンプリング軌道特性（sampling trajectory characteristic）に沿ってｋ空間の一部をサンプリングする。多くのパルスシーケンスは、スピンワープスキャン、フーリエスキャン、レクティリニアスキャン、デカルトスキャンなどと呼ばれるラスタースキャンのようなパターンでｋ空間をサンプリングする。他のパルスシーケンスは、放射状のラインや螺旋のような非デカルト軌道に沿って、ｋ空間をサンプリングすることもできる。
【０００８】
用いられる技術に応じて、多くのMRスキャンは、医療画像を生成するのに必要なデータを取得するために、多くの時間が現在必要とされている。このスキャン時間の短縮は、重要な事項である。スキャン時間を短縮することは、全体的に患者を増やし、患者の快適を向上させることができると共に、モーションアーチファクト（motion artifacts）を減らすことで画像の品質を高めることができる。多くの異なる画像方法は、スキャン時間を短くするために開発されている。
【０００９】
スキャン時間を短くするための１つの方法としては、一般的に「パラレルMRI（pＭＲＩ：parallel MRI）」と呼ばれる方法がある。そのパラレルMRI法は、ＲＦパルス（radio frequency pulse）や磁場傾斜、例えば、位相や周波数エンコード傾斜を用いて、逐次的方法で取得されなければならない空間エンコードの代わりに、ＲＦ受信コイルのアレイから空間的情報を用いる。そのアレイの空間的に独立した各受信コイルは、特定の空間情報を伝え、異なる空間的感度プロファイルを有する。その情報は、受信したMR信号の完全な空間エンコードを達成するために、用いられる。例えば、別々のコイルから受信して同時に取得したデータを結合することによって、空間エンコードを達成することができる。固定のｋ空間でカバーされる最大範囲を保持している間、パラレルMRI法は、取得され位相エンコードされたｋ空間のサンプリングライン（phase-encoded k-space sampling lines）の数を減らすことによって、ｋ空間をアンダーサンプリングすることが可能である。別々の受信コイルによって生成された個々のMR信号の結合は、従来のｋ空間データ取得に比べて、受信コイルの数に関連する係数によって、画像に必要とされる取得時間の短縮を可能にする。したがって、複数の受信コイルの使用は、傾斜切り替え速度（gradient switching rates）またはRFパワーを増やすことなく、画像化速度を増加させる働きをする。
【００１０】
開発され生体内撮像に適用されるパラレルイメージング技法の２つ分類として、「画像空間方法（image space methods）」および「ｋ空間方法（k-space methods）」と呼ばれるものがある。代表的な画像空間方法としては、「ＳＥＮＳＥ（sensitivity encoding：感度符号化）」が当技術分野で周知である。また、代表的なｋ空間方法としては、「SMASH（simultaneous acquisition of spatial harmonics）」が、当業者分野でよく知られている。SENSEでは、アンダーサンプリングされたｋ空間データが、最初にフーリエ変換され、各コイルからエイリアス画像（aliased image）を生成する。その後、エイリアス画像信号は、重ね合わせられたピクセル値の線形変換によって展開される。SMASHでは、省略されたｋ空間ラインが、異なる受信コイルで取得された隣接するｋ空間ラインの重み付けされた結合を構成することによって、フーリエ変換の前に合成されるか、または、再構成される。また、SMASHは、コイルの空間感度が決定されることを必要とし、それを実行する１つの方法としては、可変の密度ｋ空間サンプリングの使用を必要とする「自動校正（autocalibration）」がある。
【００１１】
自動校正を用いたSMASHでさらに進歩した方法としては、例えば、米国特許番号6,841,998に記載されているような、GRAPPA（generalized autocalibrating partially parallel acquisitions：一般化自動較正型部分的並列取得）がある。GRAPPAでは、ｋ空間の周辺領域で用いられるアンダーサンプリングと比較すると、ｋ空間の中央に近いｋ空間ラインが、ナイキスト周波数でサンプリングされる。それら中央のｋ空間ラインは、ACS（autocalibration signal：自動校正信号）と称され、重み付け係数を決定するために用いられる。重み付け係数は、欠けたｋ空間のラインを合成または再構成するために用いられる。特に、個々のコイルデータの線形結合は、ｋ空間の欠けたラインを作成するために用いられる。結合の係数は、取得したデータを、さらに高度にサンプリングされたデータにｋ空間の中心の近くで合わせることによって、決定される。
【００１２】
他の方法としては、部分的ｋ空間のエコープラナーイメージング（EPI：echo-planar imaging）と称される方法が用いられる。その場合、取得したｋ空間ラインの数が減らされて、相対的に短いエコー時間（TE）が使用される。それにより、信号の脱落（signal dropout）を最小にすることができる。また、面内SENSE（in-plane SENSE）、または、その導関数（derivative）の１つの使用によって、ｋ空間をカバーするために必要とされる時間を、さらに減らすことができる。
【００１３】
スキャン時間を減らすための他の方法が、開発されている。例えば、複数のＲＦ受信コイルのアレイを用いて、多重画像化スライス位置から画像データを同時取得し、その後、画像再構成中に重ね合わせられたスライスを分離する方法が、D.J. Larkman他による「同時に励起される多重スライスから信号の分離ための多重コイルの使用（Use of Multicoil Arrays for Separation of Signal from Multiple Slices Simultaneously Excited）」（Journal of Magnetic Resonance Imaging、２００１、13(2)：313-317）で紹介されている。多重スライスの分離が、画像再構成中に分離されなければならないエイリアスピクセル（aliased pixels）の密接した空間的近接によって難しくなるという点で、この方法は制限される。例えば、画像データが、約３ｃｍのインタースライス（inter-slice）間隔で、同時に３つのスライスから取得される場合、エイリアシングは、スライスエンコード方向に沿って存在し、このエイリアシングは、信頼できる画像を生成するために、元に戻さなければならない。エイリアスピクセルの原点は、空間で３ｃｍ離れているだけであり、それはSENSEのようなスタンダードパラレル画像化方法（standard parallel imaging methods）でそれらの分離を難しくさせているエイリアスピクセルの空間的接近である。
【００１４】
エイリアスピクセルを適切に分離するために、SENSEや他の似たような方法における問題は、エイリアスピクセルの位置で複数のアレイコイル要素間の検出強度の違いから生じる。特に、アレイコイル要素の検出プロファイルが、数センチメートルの空間的規模で十分に固有ではないことが問題である。このため、高SENSEのｇ因子（high SENSE g-factor）を特徴とする高いレベルのノイズ増幅は、分離される画像に存在する。これは、SENSE方法の従来の実現と対照的である。従来のＳＥＮＳＥでは、アンダーサンプリングされる位相エンコードスキームは、スライスエンコード方向に対して直交する位相エンコード方向（phase-encoding direction）に沿ってエイリアシングを生成する。また、この平面内のエイリアシングは、画像フィールドオブビュー（FOV：image field-of-view）の半分で分離される一対のエイリアスピクセルになる。従来の脳画像に対して、FOVは、約２４ｃｍに相当する。したがって、エイリアシングが、画像平面またはスライスで生じると、エイリアスピクセル間の距離は、約１２ｃｍになる。その距離は、エイリアスされる一対のピクセル間で４倍より小さい距離であると考えられ、Ｌａｒｋｍａｎによって開示されている方法では、かなりのノイズ増幅になる。したがって、Ｌａｒｋｍａｎによって教示されているような現在の利用可能な方法よりもノイズ増幅が少ない同時マルチスライス画像化方法を提供することが望まれている。
【００１５】
他の有名な同時マルチスライス画像化方法としては、Ｆｅｉｎｂｅｒｇ等による「ＥＰＩにおける同時エコー再フォーカス（Simultaneous Echo Refocusing in EPI）」（Magn. Reson. Med., 2002、48(1)：1-5）がある。「ＳＥＲ−ＥＰＩ」と称されるその方法では、実際の同時とは対照的に、スライスのＲＦ励起が連続して起こる。読み出し傾斜パルスは、２つの連続励起の間に適用され、画像空間では読み出し方向に相当するＫ方向に沿って、他に関連する１つのスライスのｋ空間データを移動させるように働く。読み出しウィンドウ（readout window）を延ばすことによって、両方のスライスに対するｋ空間データは、連続してキャプチャーされる。その後、そのデータは、別々にカットされて個々に再構成されることができる。しかしながら、この方法は、いくつかの不都合な点を有する。この方法では、励起が同時ではないので、２つのスライスが、同一のエコー時間（「ＴＥ」）を有さない。実際、エコー時間ＴＥは、通常約３ミリ秒（ｍｓ）異なる。画像強度およびコントラストが、指数関数的にエコー時間に依存するので、このエコー時間の違いには、問題がある。したがって、２つのスライスが、画像コントラストまたは強度において正確に同一ではない。ＳＥＲ−ＥＰＩ方法の他の制限としては、第２のスライスの移動されたｋ空間データをキャプチャーするために必要とされる延ばされた読み出しが、全体の読み出し継続時間を増加させる。実際、この増加した継続時間が、結果として得られるＥＰＩ画像に含まれる磁化率分布Ｂ0を増加させる。
【００１６】
最近では、FeinbergのＳＥＲ−ＥＰＩ方法は、D. A. Feinberg等による「サブセカンド全脳ｆＭＲＩおよび高速拡散画像における多重エコー平面画像化（Multiplexed Echo Planar Imaging for Sub-Second Whole Brain fMRI and Fast Diffusion Imaging）」（PLos ONE (5)：e15710）に記載されているように、Larkmanによって利用されている方法を含めるために、変更された。この方法はごく最近に変更された方法であるが、Larkmanによって開示されている再構成技法の制限をまだ有している。
【００１７】
標準画像取得を高速化するために、他のパラレル画像化方法、例えば、従来のＳＥＮＳＥやＧＲＡＰＰＡがあったので、同時マルチスライス方法は、従来の画像化において多くのトラクション（traction）を得ていなかった。しかしながら、上述したように、他の従来のパルスシーケンスで行うように、それらの方法が、ＥＰＩのようなパルスシーケンスで同じ加速利点を与えない。ＳＥＮＳＥやＧＲＡＰＰＡのようなパラレル画像化方法とは違って、マルチスライス取得技術は、例えば、位相エンコードの数を減らすことによって、ｋ空間データを読み出すのに費やす時間を短くすることを目的とはしていない。むしろ、それらは、取得ごとに複数の画像スライス位置から信号データを取得することを目的としている。このため、パルスシーケンスの繰り返し数を減らすことができ、同時に全体のスキャン時間を減らすことができる。例えば、３倍加速されたマルチスライス取得が、ＥＰＩシーケンスの繰り返しごとに３つの画像スライス位置から画像データを取得する。この同時取得の結果として、画像化量をカバーするのに必要とされるＥＰＩシーケンスの繰り返し数は、減少し、それによって合計の取得時間が同時に減少する。
【００１８】
したがって、現在の利用可能な同時マルチスライス画像化方法よりエイリアスピクセルのより確実な分離をすることが可能な同時マルチスライス画像化方法を提供することが望まれており、これらの技術に関連する利益は、臨床の場で実現することができる。さらに、休止状態または機能的結合ｆＭＲＩを含む機能的磁気共鳴画像法（「ｆＭＲＩ」）に適している方法を提供することが望ましい。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１９】
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（unaliased image）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ＭＲＩ（ｆＭＲＩ）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（functional connectome）を評価する有利な画像化方法を提供する。
【００２０】
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。
【図面の簡単な説明】
【００２１】
【図１】本発明を用いる磁気共鳴画像（ＭＲＩ）システムのブロック図である。
【図２】図１のＭＲＩシステムの構成の一部を形成するＲＦシステムのブロック図である。
【図３】図１のＭＲＩシステムの他の構成の一部を形成するパラレル受信コイルアレイを含むＲＦシステムのブロック図である。
【図４】本発明のある実施形態を実施する際に用いられるパルスシーケンスを表現するパルスシーケンス図である。
【図５】（Ａ）は、周波数空間において４つのＲＦパルスプロファイルのセットを示す図であり、（Ｂ）は、（Ｃ）のＲＦパルスプロファイルに対応する４つのＲＦパルス位相プロファイルのセットを示す図であり、（Ｃ）は、（Ａ）のＲＦパルスプロファイルをフーリエ変換して結合することにより生成された合成ＲＦパルス波形を示す図であり、（Ｄ）は、（Ｃ）の合成ＲＦパルス波形の位相を示す図である。
【図６】（Ａ）は、本発明のある実施形態に従って同時に励起される多重スライス位置を用いて、データ取得スキームの画像表現の図であり、（Ｂ）は、本発明のある実施形態に従って同時に励起される多重スライス位置を用いて、他のデータ取得スキームの画像表現の図である。
【図７】多重スライス位置から画像データを同時に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である。
【図８】再構成されたエイリアス画像において位相ドリフトを算出し補正する方法のステップを示すフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００２２】
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。
【００２３】
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ＲＦ（radio frequency）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。
【００２４】
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。
【００２５】
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（quadrature components）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。
【００２６】
【数１】
【００２７】
また、受信したＭＲ信号の位相は、以下の式で決定される。
【００２８】
【数２】
【００２９】
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。
【００３０】
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。
【００３１】
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。
【００３２】
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。
【００３３】
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。
【００３４】
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。
【００３５】
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Ｒ（ｔ）に応じて変調される。その信号Ｒ（ｔ）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Ｒ（ｔ）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。
【００３６】
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。
【００３７】
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（16-bit quadrature）（Ｑ）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。
【００３８】
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。
【００３９】
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ＭＲＩ（ｆＭＲＩ）、静止状態ｆＭＲＩ（Ｒ−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。
【００４０】
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（slice-selective tailored pulse）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：parallel slice phase tagging）」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（reference slice）」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（labeling phase）を用いて得られる。
【００４１】
ＰＳＰＴ法は、かなり改善された全体的加速のために、ＳＥＮＳＥ加速(SENSE acceleration)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：two-axis acceleration）」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（Cross-talk）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（affine registration methods）と同じように剛体を用いて、登録することができる。
【００４２】
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。
【００４３】
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（a gradient-recalled echo planar imaging ("EPI") pulse sequence）である。パルスシーケンスは、空間選択的ＲＦ励起パルス（spatially selective radio frequency excitation pulse）４０２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（rephasing lobe）４０６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。
【００４４】
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５（Ａ）〜図５（Ｄ）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（tip angel）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５（Ａ）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５（Ｂ）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５（Ａ）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５（Ｃ）に示すような合成ＲＦパルス波形を生成する。図５（Ｃ）に示された合成ＲＦパルス波形の位相は、図５（Ｄ）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。
【００４５】
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（complex-valued composite RF pulse）が、単一送信周波数から形成されることができる。
【００４６】
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(a series of gradient-recalled echo signals)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（pre-winding gradient）４１０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（blips）４１２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。
【００４７】
図６（Ａ）および図６（Ｂ）には、複数のスライス位置のグループが示されている。図６（Ａ）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６（Ａ）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６（Ｂ）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。
【００４８】
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（high dynamic range receivers）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。
【００４９】
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。
【００５０】
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（aliased signal information）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。
【００５１】
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（aliased voxel）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（unaliased data）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。
【００５２】
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。
【００５３】
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（least squares fitting）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。
【００５４】
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（vector reception field）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。
【００５５】
【数３】
【００５６】
ａnは、ｎ番目のエイリアス信号（aliased signal）の実数部であり、
【００５７】
【数４】
【００５８】
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（unaliased signal）コンポーネントの実数部であり、
【００５９】
【数５】
【００６０】
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。
【００６１】
【数６】
【００６２】
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（encoding matrix）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。
【００６３】
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（standard partial Fourier interpolation）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（partial Fourier imaging）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。
【００６４】
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。
【００６５】
【数７】
【００６６】
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。
【００６７】
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。
【００６８】
【数８】
【００６９】
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。
【００７０】
【数９】
【００７１】
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（ＲＦphase-tagging）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（magnetic field shimming）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。
【００７２】
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。
【００７３】
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。
【００７４】
【数１０】
【００７５】
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。
【００７６】
【数１１】
【００７７】
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。
【００７８】
【数１２】
【００７９】
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。
【００８０】
【数１３】
【００８１】
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。
【００８２】
【数１４】
【００８３】
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（the phase drift corrected, aliased image）である。
【００８４】
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。
【００８５】
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
【符号の説明】
【００８６】
１１０ パルスシーケンスサーバ
１１２ データ取得サーバ
１１４ データ処理サーバ
１１８ 傾斜システム
１２０ ＲＦシステム
１３０ 生理的取得コントローラ
１３２ スキャンルームインタフェース
２１０ 周波数合成装置
２３０ 基準周波数発生装置
６０２ スライス位置の第１グループ
６０６ スライス位置の第２グループ
【特許請求の範囲】
【請求項１】
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ＲＦ（radio frequency）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。
【請求項２】
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。
【請求項３】
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。
【請求項４】
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。
【請求項５】
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。
【請求項６】
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。
【請求項７】
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。
【請求項８】
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。
【請求項９】
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。
【請求項１０】
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。
【請求項１１】
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。
【請求項１２】
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。
【請求項１３】
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。
【請求項１４】
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。
【請求項１５】
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。
【請求項１６】
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。
【請求項１７】
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。
【請求項１８】
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。
【請求項１９】
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。
【請求項２０】
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。
【請求項２１】
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。
【請求項２２】
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。
【請求項２３】
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。
【請求項２４】
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。
【請求項２５】
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ＲＦ（radio frequency）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。
【請求項２６】
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。
【請求項２７】
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。
【請求項２８】
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。
【請求項１】
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ＲＦ（radio frequency）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。
【請求項２】
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。
【請求項３】
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。
【請求項４】
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。
【請求項５】
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。
【請求項６】
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。
【請求項７】
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。
【請求項８】
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。
【請求項９】
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。
【請求項１０】
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。
【請求項１１】
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。
【請求項１２】
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。
【請求項１３】
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。
【請求項１４】
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。
【請求項１５】
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。
【請求項１６】
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。
【請求項１７】
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。
【請求項１８】
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。
【請求項１９】
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。
【請求項２０】
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。
【請求項２１】
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。
【請求項２２】
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。
【請求項２３】
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。
【請求項２４】
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。
【請求項２５】
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ＲＦ（radio frequency）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。
【請求項２６】
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。
【請求項２７】
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。
【請求項２８】
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。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５Ａ】
【図５Ｂ】
【図５Ｃ】
【図５Ｄ】
【図６Ａ】
【図６Ｂ】
【図７】
【図８】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５Ａ】
【図５Ｂ】
【図５Ｃ】
【図５Ｄ】
【図６Ａ】
【図６Ｂ】
【図７】
【図８】
【公表番号】特表２０１３−５２１０１３（Ｐ２０１３−５２１０１３Ａ）
【公表日】平成２５年６月１０日（２０１３．６．１０）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１２−５５５１８３（Ｐ２０１２−５５５１８３）
【出願日】平成２３年２月２５日（２０１１．２．２５）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２０１１／０２６２５０
【国際公開番号】ＷＯ２０１１／１０６６４９
【国際公開日】平成２３年９月１日（２０１１．９．１）
【出願人】（５００３４５４０１）エムシーダブリユー リサーチ フオンデーシヨン インコーポレーテツド (6)
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成２５年６月１０日（２０１３．６．１０）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年２月２５日（２０１１．２．２５）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２０１１／０２６２５０
【国際公開番号】ＷＯ２０１１／１０６６４９
【国際公開日】平成２３年９月１日（２０１１．９．１）
【出願人】（５００３４５４０１）エムシーダブリユー リサーチ フオンデーシヨン インコーポレーテツド (6)
【Ｆターム（参考）】
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