JPH0211122A - 単一ｎｍｒ応答から導出される多重位相エンコードデータを生成する多重受信装置を用いた高速ｍｒｉ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 この発明は核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を用いた磁気共鳴
イメージング（ＭＲＩ）に関するものであり特に多次元
フーリエ変換ＭＲＩイメージング工程において用いられ
るのに適したＭＲＩデータをさらに効率的に捕捉して生
成するための方法及び装置に関する。

〔従来技術及びその解決すべき課題〕

ＭＲＩは現在広範囲に用いられ内部構造を表わすデジタ
ルビデオイメージを得るための一般的に実行可能な技術
である。実用されているアプローチの方法はいろいろあ
う、このようなＭＲＩ及び他のＭＲＩに対するアプロー
チを記載した文献も多数ある。これらの内多くの例では
多次元フーリエ変換技術が用いられているが、これは現
在では当該分野の当業者に良く知られている。

例えば一般に実行可能なあるＭＲＩシステムでは、２軸
に垂直な比較的狭い“平面”あるいは“スライス１体積
のみから真のスピンエコーＮＭＲＲＦパルスを生成する
ために、スライス選択Ｇｚ磁気勾配パルスが、ＲＦ章動
λルス（１８０°章動パルスを含む）と結合して用いら
れる。ＮＭＲスピンエコーＲＦ応答の読取シ及び記録の
間、Ｘ軸方向における空間的に依存した周波数／位相エ
ンコードを生成するためにＧｘ磁気勾配λルスが用いら
れる。

従って第１の一次元フーリエ変換工程によって、ｙ軸に
平行々対応して位置づけられている１列″体積から発す
る異なるＸの位置におけるＮＭＲスピンエコー応答を表
わすフーリエ係数を得ることができる。単一ＴＩＮＭＢ
期間中に異なるスライス選択Ｇ２勾配パルスを用いてこ
の同じ工程を高速で反復することによって、多数の平坦
な体積（ときに１多重スライス“と呼ばれる）のデータ
を得る効率を著しく促進できることが知られている。

しかし今述べたような（スライスごとの）−次元のフー
リエ変換のみから必要な二次元可視イメージを生成する
ことはできない、Ｙ軸方向における分解能に対して第２
の次元のフーリエ係数を得るために、異なるＧｙ位相エ
ンコードパルス（例工ば大きさ及び／または継続時間に
おいて異なる）がＮＭＲ励起工程において用いられ、異
なるデータ収集サイクル中のＮＭＲスピンエコー応答に
よってＹ軸方向における空間位置に関して位相エンコー
ドされるフーリエ係数が生成される。

従って例えばＹ軸方向に沿って２５６ピクセルの分解能
を得ようとする場合は、第２の次元のフーリエ変換に必
要不可欠なデータを集めるために、２５６収集サイクル
を通して各サイクルにおいて対応して異なるＹ軸位相二
ンコードを行なう（スライス当り）必要がある・ 正常に遭遇するＴＩＮＭＲパラメータは多数の人の組織
において約１秒程度であシ、又以前のＮＭＲ核が実質的
にこれらの静止状態に戻されるまで同じ体積の範囲内の
サイクルを取るデータを反復することは通常（この例の
システムでは）ないため文字通シ数百回のサイクルを取
るデータを反復する必要性は、全体のＭＲＩデータ獲得
工程を完成するために数分間を必要とすることになるこ
とが認識できるであろう。興味深い将来のＭＲＩのさら
に別のいくつかの例では現在の技術を用いると数千のデ
ータ取得サイクル及び数十分が必要とされる。

同時に当該分野で良く知られているように、ＭＲＩシス
テムは作業職員にかなシの費用がかかシ、これは−人の
患者でＮＭＲデータを獲得するのに必要な時間が最小限
にされない限り経済的にすることができない。

ＭＲＩデータ獲得時間を減少することによって基本的な
経済性がか々シ改善されるに加えて、かな）精密な新し
いＭＲＩの可能性をいくつか実用化することができる。

例えば任意の所望へ傾斜）平面上の傾斜した再構成イメ
ージを得ることができるようにするために三次元ＭＲＩ
が有効である。この場合３つの相互に直交した各次元に
おいて２５６の〆クセル（体積画素）を保持するＭＲＩ
データセットの生成を促進する等方性分解能を用いる必
要がある。ＮＭＲ励起シーケンスの間の間隔を最小にす
るために部分的なフリ、プイメージング技術を用いると
しても、現在のＭＲＩ技術では約半時間（これは大男の
患者の場合適度なイメージング時間を越えると思われる
）のイメージング時間が必要とされる。この必要時間が
少なくとも半分に減少させることができるならば現在の
ＭＲＩ技術をさらに魅力的なものになる可能性もあるだ
ろうが、実際はそうではない。

同様にエコー平面イメージング技術（これによって単一
イメージに必要なすべてのデータを単一励起の後に得る
ことができる）は、一連のＮＭＲＲＦ応答（これはＴ２
減衰／々ラメータによつて必然的に制限される）を保証
する期間によシ高い分解能が得ることができるならば、
さらに実用的なものとなる。

必要な分光イメージングデータを集めるのに必要な時間
を短くすることができる方法が得られれば、将来分光Ｍ
ＲＩイメージングによりて実現される診断方法の可能性
もより具体的となる。ＭＲＩ血管造影法は別の技術であ
るが、とれは異常に長いＭＲＩイメージング時間を必要
とし、イメージング時間を減少させる方法を用いること
ができれば。

かなシ実用的なものとなる。

さらに、必要なＭＲＩデータを集める時間をどうにかし
て短くすることができれば、運動する部品を減らすこと
ができるのは自明である。

簡単に言うと、２次元フーリエ変換磁気共鳴イメージン
グの標準的技術はすでに３次元の内の２つにおいて非常
に効率的である。読取シ勾配による選択的な励起及びデ
ータ獲得を用いることによって、獲得されたデータのフ
ーリエ変換によシ２次元の信号の位置を効果的に突き止
めることができる。しかし多くの標準ＭＲＩ過程におい
ては第３の次元（Ｙ軸）での信号の位置を突き止めるた
めに多重位相エンコードデータを得ることが必要である
限りＭＲＩには時間を消費するという側面がある。

他の多くのＭＲＩでは必要なＭＲＩイメージ時間を減少
させる必要性が考えられている。必要なＭＲＩデータを
よシ高遠に得るためには他の技術もある。

例えば位相エンコード獲得を得るのに費やされる時間を
減少させるような方法である。例えば２つの係数によっ
て必要な獲得数を減少させるためにいくつかの現在行な
われている方法ではデータ結合技術（フーリエ変換の対
称を利用する）がすでに用いられている。高速獲得で（
例えば短時間反復技術として）通常遭遇する信号損失を
なくすために、部分的なフリ、グ角度章動（９０°いっ
ばいの初期ＲＦ章励動角度代わシに）を用いても良い。

原理的にはＭＲＩのための信号獲得の最も効率的な手段
には、部分的な初期ＲＦ章励動角度るいはＭＲＩのデー
タ収集位相に用いられるＮＭＲ励起応答プロセスが反復
される間の非常に短いＴＲ間隔と結合した６部分的なフ
リ、プ１のみが含まれている０例えば後者の部分的なフ
リラグ技術は、非常に短いＴＨの範囲内の多数のセクシ
ョンをイメージングするための３次元フーリエ変換性技
術の発展に寄与してきた。

上記のようにこのようなＭＲＩ技術に関する刊行物とし
ては以下のようなものがある。

クマーφエイ、ウエルチ・デイ−・アンド番エルンスト
・アール・アール、ＮＭＲフーリエツーグマトロフィー
、磁気共鳴雑誌：　１８　：　６９−８３゜スデーラン
ドφアールφジェイ及びハチンソン・ジェイーエム・ニ
ス、選択励起を用いた３次元ＮＭＲイメージング、物理
学Ｅ雑誌、１９７８：１１ニア９−８３゜ ロチルバー・ピーシ−０局所的な相互作用を誘導すゐこ
とによるイメージ形成：核磁気共鳴性を用いた例。１９
７３：１６：２４２−２４３　：デン・ペー７−ジェイ
・エイチ、パン拳ビエン・シーエムティー及びホルシ、
レー・シープイー３次元フーリエツーグマトロギーによ
る多重スライスＮＭＲイメージング、医学及び生物学に
おける物理学、１９８４年：２９：８５７−８６７：フ
アインペルク・デイ−エイ、ハレ・ジェイディー、ワッ
トΦへウシー−カウ７マン・エル及ヒマーク・エイ、３
．５ｋｆにおける結合実験によるＭＲイメージング時間
の半減、放射線学、　１９８６：１６１：５２７−５３
１　： エルンスト・アールアール、磁気共鳴Ｉｎにおける感度
促進、ウオー・ジェイエス編、磁気共鳴の発達、第２巻
、ニューヨーク：アカデミツクプレス、１９６６：１−
１３５： カールソン・ジェイ、クルックス会エルイーオルテンダ
ｉル及びカウフマン・エル、技術項目：２次元及び３次
元ＭＲＩにおけるＳ／Ｎ及びセクタ。

ンの厚みの比較、放射線学、１９８８：１６６：２６６
−２７０： 〔課題解決のための手段〕 本発明者は分解能あるいは視野のいずれも減少させるこ
とな（ＭＲＩイメージングシーケンスにおける必要な位
相エンコードデータ獲得の数を減少することができる新
しいＭＲＩ再構成アルゴリズムを発見した。その技術の
原則の１つは、同じ組織からのＮＭＲ応答信号を各々同
時に検出するために２個以上の非相互受信コイル（及び
対応する独立ＲＦ受信及び信号処理チャネル）を用いる
ことである。イメージングシーケンスには位相エンコー
ドスピンエコーあるいは勾配エコーを通常の方法で用い
るが、再構成アルゴリズムによって単一ＮＭＲ応答（例
えば１つのスピンエコー）以外からの組織の多重フーリ
エ投影を効率的に計算する。

ただ２個の受信コイル（及び関連するＲＦ信号処理チャ
ネル）を用いるこの構成は、必要な位相エンコードデー
タ獲得をそうでない場合（例えば以前に）に必要な最も
小さい数と比較して５０％減少することができる。

この新しい技術の本質は標準的な２次元あるいは３次元
ＭＲＩの変形であるが、単一ＲＦ受信コイル及びその関
連するＲＦ信号処理チャネルを用いる代わシに、少なく
とも２つ（あるいはそれ以上）の異なる非相互作用受信
コイルおよびそれと関連するＲＦ信号処理チャネルを用
いて、与えられた組織から発するＮＭＲ応答信号を同時
に検出するものである。コイルは同じＮＭＲ信号に対す
るそれぞれの応答が異々るように構成されており、ある
いは方向を定められている。すなわちコイルの応答はそ
れぞれＮＭＲＲＦ応答を発する核の相対的な空間位置に
依存している。このように空間への依存性が付加されて
いることによって、ＭＲＩイメージの再構成の与えられ
た分解能に必要なＮＭＲデータ獲得サイクル数を減少さ
せるのに効果的に用いることができる同じ単一ＮＭＲＲ
Ｆ応答からの付加情報が与えられる。簡単に言えば、Ｍ
ＲＩ再構成アルゴリズムによって単一ＮＭＲＲＦ応答（
例工ば単一スピネコー）以外からの多重フーリエ投影を
計算することができ、それによってＭＲＩデータを獲得
するのに必要な時間をかなり節約することになる。

本発明のいくつかの観点についてはすでに刊行物（“多
重ＲＦ受信コイルに基づ＜ＮＭＲイメージング再栴成の
ためのアルゴリズム１．磁気共鳴雑誌「引用」）に記載
されている。さらに本発明の他にもデータ獲得時間を節
約するためにＭＲＩデータ獲得のための多重検出器を用
いる一般的な概念が示されているが、明確な実用的構成
は考えられていない（）１チンソン等、“多重検出機を
用いた高速ＭＲＩデータ獲得”、医学における磁気共鳴
、第６巻、１９８８．第８７頁−９１頁参照）。

本発明は特に、単一イメージに必要なＭＲＩデータを得
るために複数のデータ収集シーケンスに渡って静磁場へ
の空間的な交差が位相エンコードされるようなＭＲＩデ
ータ獲得シーケンスで有効である。２次元及び３次元フ
ーリエ変換磁気共鳴イメージング過程で用いることもで
きる。実施例ではＲＦ受信コイルによって患者が最も便
利にアクセスできるように、静磁場が（超電導ソレノイ
ド磁石として）水平であることが望ましい。

本発明では多重ＲＦ受信コイルのシステムによって、少
なくとも位相エンコード次元におけるＮＭＲＲＦ信号応
答のある位置付けが与えられる。

非相互作用ＲＦ受信コイルのセットにおいて誘導される
ＮＭＲＲＦ応答信号の位相（−次的）及び振幅（２次的
）の空間的な依存性を用いることによって、単一ＮＭＲ
ＲＦ応答（例えば単一ＮＭＲスピンエコー応答）だけか
ら多重位相エンコード信号を計算することができる。こ
の技術は現存する２次元及び３次元イメージング技術と
適合し、他の高速ＭＲＩイメージング技術とも結合して
用いても良い、実施例では少なくとも２つの係数によっ
てＮＭＲＲＦ応答の必要な最小の数が減少する。

この高速技術を適用するいくつかの特定のイメージング
グロトコールに注目することは意義のあることである。

これらの例は必要な位相エンコード獲得の数によって現
在限定されているシーケンスを示すために選択された包
括的なものを意図したものではなく、プロトコルを意図
したものである： （１）３次元の部分的クリ、プイメージングによって約
５０ミリ秒の具体的な最小ＴＲが達成される。とれ以下
の値では、データ獲得時間、すなわちエコーの長さを減
少させなければならず、その結果帯域幅が増大し、その
ため雑音も増大する。

３次元ＭＲＩは任意の面にイメージを形成するために傾
斜するように再構成することができる。このために２５
６３の？クセルの高分解能データセットである等方性分
解能を用いなければならない。

５０ミリ秒ＴＲを用いると最小イメージング時間が５５
分となる。この時間はデータ結合によって２７分に減少
されるが、多くの患者にとっては許容できる時間ではな
い、多重レシーノ々を用いることによって１４分への減
少が可能になることが期待され−る。

（２）エコープラナーイメーソングによって１回励起す
ると単一イメージのすべてのデータが収集される。従っ
てデータ獲得時間は組織のＴ２によって限定される。現
在の分解能はこの時間内で利用できる投影の数によって
限定される。ある実験室的な分解能の限度は１２８位相
位相エンコード獲得る。多重受信コイル再構成によって
よシ分解能の高い（例えば２５６投影）エコープラーナ
イメージングが可能である。

（３）短期ＴＲ部分フリ、プイメージングはいくつかの
イメージンググロトコールでは不適当であることがわか
りている０組織のコントラストは一般的に短期ＴＲ部分
フリ、プイメージで減少し、これはある種の診断に不利
な点となる。金属インブラント及び磁界の不均一性によ
って人工島が増加し、これがさらにイメージの画質の低
下を与える。（勾配エコーに依存しているために、２次
元部分スリップＭＲＩはこの人工島に対してさらに影響
を受は易い）多重受信コイル再構成によればグロトコー
ルに新しい柔軟性が加わシ、高速走査においてイメージ
のコントラストの操作ができる。

臨床における必要性を満たすためにＭＲＩの能力をさら
に拡大できるかどうかはイメージング時間が短縮できる
かどうかにかかっている。この高速ＭＲＩを実現するだ
めの新しい方法は現存する方法とともに用いることがで
き、イメージング時間をさらに減少することができる。

他の可能な適用例は標準ＭＲＩのよシもイメージング時
間が長い場合である０例えば非常に長いイメージング時
間が必要であることにより、分光イメージングは患者に
受は入れられない、イメージング時間が５０％減少する
とその臨床的な有効性は確実に改善される。

ＭＲＩ血管造影法では一般的に通常の２ないし４倍のイ
メージング時間が必要である。この場合時間の減少によ
りて患者に受は入れやすくなるだけでなく、走査期間中
の患者の動きが減少するととによってイメージ記録も改
善される。呼吸動作による人為的な動きは信号の平均化
とともに減少する。

従って固定イメージング時間における人為構造を減少さ
せるための方法として多重コイルイメージ再構成が使用
できる。多重コイル再構成は多くのＭＲＩ過程を実行す
る際に柔軟性に付加されるものである。

これらの例は位相エンコードデータ獲得時間の減少によ
ってどのようにイメージフグプロトコールに新しい可能
性が与えられるかを示すものである。この再構成の別の
利用として同じ時間で有効となるデータセット獲得数を
増加させるための方法である。これはＳ／Ｎ比の良好な
結果は得られないが１人為的な動きを減少するには有効
であると思われる。実施例のＳ／Ｎ比の考察は後に述べ
る。

受信コイルをさらに付加することによってさらに改善す
ることができる。−船釣にはＮ個のレシーバのセットに
ついて考える０例示された再構成アルゴリズムを用いれ
ば、エコーごとにＮ個の位相エンコードされた投影を計
算することができる。

さらに受信コイルを導入することは受信コイル間の電気
的な分離を維持する必要があるため、実行はさらに困難
となる。

ある実施例では、基本的に同じ位置に置かれた“鳥籠１
と呼ばれる１対のコイルが用いられる。

コイルの１つは望ましいＮＭＲ周波数帯域（例えば約１
５　ＭＨｚ　）に対応する基本周波数に同調され、又第
２のコイルはその第２の高調波が同じ周波数（例えば約
１５　ＲＨ（ｚ　）にあるように同調される。

以下に詳細に示されるように、それぞれ血θ及びめ２θ
（ただしθはＸ　ｒ　１面における相対的なワイヤ位置
角度である）の形態を取るために軸方向に延在するコイ
ルワイヤ上の電流／電圧分布が必要となる。標準ＮＭＲ
ＲＦコイル構成技術は２つのコイル間の相互インダクタ
ンスやあるいは容量結合を最小にして、この２つのコイ
ルが実質的に独立しているようにする。サドルコイル構
造もＮ個の受信コイルにおけるそれぞれの必要な虐θ・
・・・・・内Ｎθ電流／を圧分布を得るのに用いられる
。

本発明のこれらの目的およびその他の目的および利点は
添付図面を参照にした以下の好ましい実施例の説明によ
って完全に理解され、認識されるであろう。

〔実施例〕

第１図にはＭＲＩシステム１００が示されており、プロ
セッサ１０４（通常のキーゲート／制御デイスプレィモ
ジュール１０６によってオペレータと通信している）の
制御下にある通常の静磁気、勾配コイル、シムコイル、
送信ＲＦコイル等ＸＯＸが具備されている。単一プロセ
ッサがシステムを制御しまた実際のＭＲＩイメージング
処理を行なうことも考えられるが、ＭＲＩシステム１０
０内の特定機能を行なうには多重プロセッサシステムを
使用するのが都合が良い、従って第１図に示されている
ように、ＭＲＩイメージプロセッサ１０８は観察中の対
称物（例えば人体１１０）からこの分野で良く知られた
多重フーリエ変換処理によってＮＭＲＲＦ応答を表わす
デジタルデータを受取シ、デジタル可視イメージ（例え
ば各々が異なる階調のグレー値、カラー値などを保持す
る画素あるいハヒクセルの２次元アレイ）を計算し、次
にこのイメージをデイスプレィ１１２に表示する。

本発明によると、複数の受信コイルト・・・・・Ｎは独
立して共通のイメージング体積部分（例えば人体１１０
の所望の部分）に結合している。これらのコイルから発
するＲＦ傷信号それぞれ独立のＲＦチャネル１ないしＮ
で処理される。第１図に示されているように各ＲＦチャ
ネルには、かなシの量の従来のアナログＲＦ信号処理回
路及びアナログ／デジタル変換器がＭＲＩプロセッサ１
０Ｂ（このプロセッサ１０８は、通常データ獲得シーケ
ンス中イメージプロセ、す１０Ｂがこの獲得データをデ
イスプレィ１１２にイメージを提供するために用いるま
で、獲得データをデジタルで記憶する手段を具備してい
る）に入力される前に配置されている。

ＲＦチャネル回路には通常かなり複雑な（そして高価な
）回路が備えられているが、本発明には従来のＲＦ信号
処理回路自体が用いられているために、詳細に説明する
必要はないと考えられる。

しかし特殊な受信コイル及び関連するＲＦ信号処理チャ
ネルを用いて特別に費用をかけることは、この方法の全
体的な経済性を考えるとデータ獲得時間の改善に対して
バランスされたものでなければならない。

従って本発明を具体化するためには、従来のＭＲＩ処理
システム内で変形をほどこす必要があるのは基本的には
たった３つの領域である。それは、１、付加受信コイル
を用いる必要があシ、このコイルは実質的に独立してい
る（すなわち実質的に相互インダクタンス結合あるいは
容量結合がない）ように構成されていることが望ましい
；２、付加受信コイルの各々に付加ＲＦ信号処理チャネ
ルを備える必要がある； ３、　イメージプロセッサ１０ｇ内でプログラム化され
実行されるＭＲＩ再構成アルゴリズムをわずかに変えて
多重位相エンコードＭＲＩデータを適当な方法で計算す
るために入ってくる付加データを用いるようにする； ０３つである。

ＲＦ信号処理チャネルはそれ自体、現存する従来のＲＦ
チャネルと同じものであるため、このような付加チャネ
ルをさらに詳細に説明する必要はない、以下は受信コイ
ル及びイメージ全体セ、す１０８で行なわれる新しい計
算の実際的な実施例の説明である。

２次元ＮＭＲイメージングにおける現在の再構成技術は
３次元の内の２つの次元で非常に効率的である。１つの
限界はイメージ全体を再構成するために獲得しなければ
ならない位相エンコードエコーの数が非常に大きくなる
ことである。非常に高速のＮＭＲイメージング技術の発
展を促進するための試みでは、位相エンコードスピンエ
コー信号ノ多重獲得に依存しない再構成技術を考えるこ
とが有効である。

イメージの再構成に必要な位相エンコードスピンエコー
の数を減少させるための１つの方法を以下に示す、この
方法では信号の獲得に多重コイルが用いられ、次に再構
成工程を高速化するために結果的に生じた付加情報を用
いる。再構成アルゴリズムはまず初めに理想的なＮＭＲ
検出器に基づいて以下に説明する。従って理論的には単
一ＮＭＲスピンエコーだけからの全体のイメージを再構
成することが可能な状態を考える。しかし予想されるよ
うに実際のＳ／Ｎ比によってこれは非現実的となる。そ
れにもかかわらずこのアルプリズムを初めに実現するこ
とが最も容易な方法であるため、説明する。このアルゴ
リズムのさらに実際的な実行法を後に延べるが、そこで
は必要なスピンエコーの数を２分の１に減少するために
１ビルプロ。

り”の２つのコイルのセットが用いられる。

この方法の説明の導入部として、まず第２図に示された
理想的なＮＭＲ検出器を考える。長いまっすぐなワイヤ
２００（静磁場Ｈ０に平行である）が（非導電性の）シ
リンダ２０２０表面に沿って走っている。これらのルー
プの端部は無限大の距離の地点で閉じている０図示され
ているのは数本のワイヤのみである。理想的なコイルで
はワイヤがシリンダを密に取シ巻いている０才差運動を
する磁気ＮＭＲ双極子によって誘起されるこのループの
各々における電圧が別々に監視できると考えよう。

ワイヤが垂直からＶ（θ）だけの角度θにあるループ上
に誘導される電圧を示してみる。標準的な２次元再構成
によって、スライス選択及び読取シ勾配（それぞれＧ２
及びａＸ　）によって２次元における磁化の位置を知る
ために直接的な作業を行なうことができる。ｙ軸に沿っ
て核を解像するために必要な位相エンコードデータを獲
得するためには、基本サイクルの必要な反復数のために
時間がかかる。ここでの問題はスライス選択及び読み取
）方向（例えばｙ軸に沿っての）に垂直な磁化列３００
を再構成するためのアルゴリズムの作成である。

これは第３図に概略が示されている。磁化列ＳＯＯは位
置Ｉ及びｚ（ｚはゼロに取ることができる）に集中する
０図示されているように列３００のイメージを再構成す
ると想像してみよう。

内側ワイヤが角度θにあるループに誘導される電圧は、
このワイヤが送信器であシまた単位電流によって駆動さ
れるならば、このワイヤによって生成される磁場に比例
する。ワイヤが角度θの位置にあるととによる位ｔ（ｘ
、ｙ）における磁界Ｂｘ＋ｉＢｙは、 角度θの位置にあるワイヤに誘導される電圧は次にすべ
ての磁化によって誘導される電圧の加算されるものとし
て書くことができる： α＝０１１であシ、全体の係数は無視されている。

これは閉曲線積分で容易に反転することができる； 積分閉曲線は単位円である。被積分関数は残査が−＋ｅ
−ｎ″”−１ｙ）／Ｂ−Ｒｔ　テロ　ルａ　＝　ｔ　（
ｘ　−１ｙ）、／Ｈにおいて単一の極があるため、容易
に積分を実行することができる。答えは。

Ｘは既知の量であるため、積分の結果によって磁化密度
のフーリエ変換の値が与えられる。

この積分の評価とともにＶ（θ）を完全に決定すること
によって、磁化密度のフーリエ変換のすべての値が生成
される。しかし磁化が強度Ｇｙ１期間τのシーケンスに
おいて以前位相エンコード勾配を経験するならば、列に
沿った磁化密度は１、、（工ｙｙ）。１ｆＧｙｙｒ　、
　　　　　　　（５）この場合積分評価によってに空間
の異なる値におけるフーリエ変換の値が生成される。

再構成において積分を評価する際の困難は、被積分関数
の指数部分から生じる。

ｅｌｎπ”’　　　　　　（６） ただし、θ＝−π／２　であシ、指数項はｅ＋ｎ“であ
る、ｎが３あるいは４よシも大きい場合はピークの大き
さによって積分の正確な評価が困難になる。

数値積分の困難を避ける１つの方法はＶ（θ）のフーリ
エ変換を測定することができるような理想的なＮＭＲレ
シーバで推定することである。すなわち、計測されたも
のが電圧のフーリエ拡張からの係数αにとなっている。

この式を再構成積分に代入してみよう。

ｋが負でない場合はαにかかる積分は消える。この結果
、答えは となる。言い替えると、ワイヤに誘導された電圧の負の
フーリエ係数を計測することによって、また加算を行な
うことによって、磁化密度のフーリエ変換の値を計算す
ることができる。

ここでさらに具体的な構成について説明する。

実際の実施例では、磁化密度のフーリエ変換の２つ（あ
るいはできるならば３つ以上）の値を再構成するために
、充分なデータを集めるため多重受信コイルが用いられ
る。すべての投影を集めるためにはやはシ標準位相エン
コードノやルスが必要である。４つのワイヤから成る簡
単なコイルを考える。電圧の第１の負のフーリエ係数は
以下の式によって与えられる； この式は以下の事実を明確にするために書き換えられた
：Ｖ（Ｏ）　−Ｖ（π）はθ＝０の場合のシリンダに沿
った１つのワイヤとθ＝πの場合のシリンダの底に沿っ
てリターンパスを有するループで誘導される電圧以外の
何物でもない。又電圧フーリエ係数における他の２つの
項は水平ループに誘導される電圧と同じである。

このような観察によって、実際の構成が得られる。基本
的な１ビルデイングブロツク”コイルは第４図に示され
た２つのループ配置である。ここから電圧フーリエ変換
係数α−１が、９０度の変換によって水平サドルコイル
ループ２における電圧と結合した垂直サドルコイルルー
フ″１に誘導された電圧によって与えられる。これは簡
単な象限レシーバとして見ることができる。実際には象
限において受ける４レグ鳥籠型コイルとして構成するこ
とができる。

次の問題はこのワイヤが４つある条件からさらにフーリ
エ係数を計測するかどうかということである。答えは否
である。ワイヤが４つだけ与えられるとすると、次の負
のフーリエ係数α−２はフーリエ係数α２から識別可能
である。よシ高いフーリエ係数を計測するためにさらに
ループを有しなければならない。

これを行う直接的な方法では８つのワイヤの構成が用い
られる。シリンダ上の各ワイヤに誘導される信号から電
圧フーリエ係数α−１及びα−２を構成する。これは、 これは第２のビルディングブロックコイル上の信号の４
５度位相シフトしたものと結合されたビルディングブロ
ックコイルにおける信号として考えることができる。ま
た再び象限において受ける鳥籠型コイルを用いて構成す
ることができる。今度はレシーバは８レグのかご型であ
る。

電圧フーリエ係数α−２は同様な以下の式に表示される
； 、ｖ（ｒ）＋ｅ＋ｉ５Ｖ’Ｖ（５”／４）−ｔｖ（３ｇ
７ｚ）＋ｅ”Ｇ”ｖ（７ｄ））（ロ） ｅ””（ｖ（π／４　）−Ｖ（５ｒｔ／４　）＋　ｔ　
（ｖ（３ｒｃ／４）−ｖ（７ｒＡ））））　−これはビ
ルディングプロ、クコイルからの信号の簡単な積み重ね
ではなく、象限において受ける２つの対向したサドルコ
イルの信号である。このコイルを実現する１つの方法は
、その第２の高調波の共振周波数に同調した象限８レグ
鳥籠型コイルを構成することである。もちろんコイルは
その第２の共振周波数が第１の共振周波数と適合するよ
うに第１の共振周波数から区別されなければならない。

よシ高い階数条件においても同様に構成される。

次の２つの主な問題がこの技術に関して残っている：（
１）イメージにおけるＳ／Ｎコストはどうか（２）独立
レシーバとして機能するコイルをどのようにして構成す
るか、データ再構成のシミュレーションは８ワイヤコイ
ルを用いて実行され、位相エンコード獲得数を２分の１
に減少している。サンプルによって生成され、したがっ
てコイル中で相関する雑音に対する応答は、現在この再
構成及び標準的な２次元イメージングにおいて同一であ
ると思われる。コイルによって生成される雑音が十分に
高いならば再構成は不可能であることを考慮することは
重要である。

コイルの結合はまた別に考慮することである。

コイルを実質的に結合しないようにすることができるな
らば、再構成は以前に述べた方法で実行される。２つの
鳥かご型コイルを用いた構成では、異なるモード（周波
数は同じであるが）で動作する２つの鳥かご型コイルに
はコイル間に相互インダクタンスが本来ないために、結
合の問題を解決する方法の可能性が提供される。また容
量結合は最小限にすることができる（例えば実際的な象
限検出コイルそれ自体を実現するために使用される技術
を用いて）。

当該分野で評価されるように、ＭＲＩにおいて受信する
ＲＦ用の実用的なコイル構造には、同調及び通常伝送ラ
インなどと結合しているインピーダンス整合用キャパシ
タンスが具備されている。この場合説明を簡単にするた
めに、ＲＦ受信コイル及び関連するＲＦ伝送ラインなど
のこれらの通常の側面は図面には記載されておらず、あ
るいはそうでなければ記載されている。

基礎理論を理解する別の方法はｙ軸に平行なサンプル管
中の横断磁化密度を再構成するように試みる簡略・化さ
れたイメージング実験を想像することである０列のＸ及
び２の位置は既知である。必要なのはサンプルのｙ方向
に沿った再構成である。

この簡略化された実験は標準２次元フーリエ変換ＭＲＩ
イメージ／グシーケンスの単なる一部として見ることが
できる。クラ４フフ選択ＲＦ励起によって、２が既知の
値のサンプルのセクションが与えられ、読取り勾配ＧＸ
によってＸ方向に置ける周波数エンコードが与えられる
。従って獲得データのフーリエ変換の後に、標準２次元
フーリエ変換獲得におけるデータのフーリエ内容によっ
て、仮説列あるいは現在考慮されているサンプル中の横
断磁化の合計が与え得られる。

標準２次元ＦＴイメージングではＸ方向に沿った横断磁
化のフーリエ変換を生成するために、位相エンコーＰさ
れたエコーによって反復する獲得を用いている。Ｘ方向
に沿った視野はＬとすると、フーリエ変換は通常以下の
ように表わされる；ｍ　＝　ｍＸ＋　ｉｍｙは複素数横
断磁化である。

説明のために、この実験の理想的なＲＦ受信コイル（第
２図）を考えてみる。レシーバは靜磁堝に平行しシリン
ダ表面に設けられた長いワイヤから構成されている。ル
ープは無限大の位置においてリターンノ々スによって閉
じられる。この理想的なレシーバコイルでは、“各“ワ
イヤに誘導される電圧を監視することによってエコー信
号を計測することかできる０位置θにおける電圧をＶ（
θ）によって示す、上記のように、磁化密度のフーリエ
変換は誘導された電圧のフーリエ変換の項で表示可能で
ある。Ｖ（ｎ）を電圧のフーリエ係数とすると、磁化の
フーリエ変換の式は次のようになる：ｍ　（ｉ１　）＝
ｆｍ（ｙ）ｅ　′ｒｃｙ／Ｒｄｙ　＝　ｔＲｅ　””［
：Ｖ（−１）＋ｍ　（ｉ２　）＝ｆｍ（ｙ）ｅ２ｉ″ｙ
／Ｒｄｙ＝＋Ｂｅ２ｆｆｚ／Ｒ（ｙ（−１）＋２１ｔｃ
Ｖ（−２）−２π”Ｖ（−３）＋−リｍ　（−２）＝ｆ
ｍ（ｙ）ｅ−””’ｄｙ＝ＩＲｅ−”／ＲＣＶ（−１）
−２１πＶ（−２）−２π２Ｖ（−３）＋・・・〕Ｑ ただしＲはコイルの半径であり、視野のＬは２Ｒである
。

フーリエ係数の内置も低い５つのみが示されている。原
理的には、充分に多くの電圧フーリエ係数が与えられる
と、磁化密度のフーリエ変換におけるすべての項を構成
できる。従って、１つのスぎンエコ一応答の範囲内のサ
ンプルの全体的な列を再構成することができる。

しかし１つのエコーからの完全な再構成の可能性を除外
するような２つの重要な考慮しなければならないととが
ある。１つの問題はコイルの結合である。シリンダを囲
む分離ループの実際のコイルは上記のように正確には動
作しない、１つの理由は、レシーバ内のコイルは同調回
路であわ、エコー誘導電流によって生成される電圧であ
るためである。理想的な受信コイルにはループ間に太き
な相互インダクタンスがあるループの集合であるから、
各ループの信号はエコーによって生成される信号そのも
のではない、たとえ理想的なコイルが作成できなくとも
、コイル間に実質上固有相互インダクタンスがないよう
な電圧フーリエ係数を直接に計測する分離コイルを作成
することができるのは、決定的な観察であυ、これは実
行の可能性の鍵である。

多重コイルセットの１つの実施例は１対の鳥籠型共振器
である。以前にはこれらのコイルは均−ＲＦｆｉ界を生
成する手段として開発された。均一性は房θとして変化
する駆動される鳥籠型コイルのレグ上の電流分布による
。鳥かご型コイルを象限送信器として用い、複素電流分
布６１Ｐ（−１０）を生成することができる。この条件
では駆動電圧によってｅｘｐ（−１０）として変化する
鳥籠型コイルのレグを通る電圧分布を生成する。

標準の往復の原則を用いることによって、ｖ（−Ｄを計
測するためにコイルをどのように生成するかを見ること
ができる。１！圧分布は送信及び受信において同じであ
るため、標準鳥籠型共振器によってＩＩＸｐ（−１０）
だけ重み付けのされた各レグ上に誘導される電圧の合計
に比例する純粋出力電圧が生成される。

Ｖ（−２）を計測するコイルでは可２θとして変化する
電流分布を有する鳥籠型コイルが必要とされる。以前の
結果を拡張することによって、このコイルがファクタｅ
ｘｐ（−２１０）の重み付けを有する各レグ上に誘導さ
れる電圧の合計を計測することを見ることができるａｃ
ａｉ２θ分布を生成するための１方法は、鳥かご型コイ
ルを構成しそれをコイルの第２の共振周波数に同調する
ことである０通常は鳥籠型コイルには多数の共振周波数
があシ、この周波数の各々は最も低い基本周波数のほぼ
多数倍である。ここで必要となるのは基本周波数がＮＭ
Ｒ周波数（例えば１５　ＭＨｚ　）と一致する１つのコ
イルと、第２高調波が同じ周波数である別のコイルとで
ある。

２つのコイルは実質的には固有相互インダクタンスがな
く、サンプル周囲に同心的に設けられている。コイル間
には実質的に固有結合がないために、各コイルは他のコ
イルと独立して動作し、各出力上の実質的信号は適正な
電圧フーリエ係数である。残留する誘導結合およびコイ
ル間の容量結合の問題がある。しかし２つのコイルの相
対的な位置を注意深く調節し象限接続受信コイルの結合
をなくすための他の現在の標準的な方法によって、適切
な分離を行なうことができる。

鳥籠型共振器だけがこれらのコイルを構成するただ一つ
の方法ではない。他のいくつかの形態が第５Ａ図乃至第
５Ｄ図に示されている。クアドラチュアおよび非クアド
ラチュアコイルが構成できることを注意すべきである。

非クアドラチュアコイルは構成がずっと容易であるが、
そのコイルの信号対雑音比は実質上イメージの品質を低
下させるような低いものである。

第５Ａ図は”ローパス”鳥籠型コイルを示している。第
５Ｂ図は均一クアドラチュアサドルコイルを示している
。矢印は電流の流れる方向を示す。

コイルは均一な受信パターンを有するから、信号は本質
的に非クアドラチュアサドルコイル（第５Ｃ図）と同じ
である（より高いＳＡ比であるが）。

Ｖ（−２）　１に測定するためのコイルの別の設計は第
５Ｄ図に示されている。

一つのエコーから完全な再構成を行う場合に直面する第
２の実際的に考慮しなければならないことは信号対雑音
比（ｓ／Ｎ）である。人間のＭＲＩの信号対雑音比は単
一のエコー再構成を許容するには不充分である。それ故
減縮された構成に集中する。例えばただ２つの電圧フー
リエ係数、すなわちｖ（−１）およびＶ（−２）が現在
の実施例では測定される。これらを与えることにより、
ｍ（ｎ）の表現に対して和を切シ詰めることによって磁
化の３つのフーリエ係数を構成することができる。

ｍ（−１）＝ｌＲｅ−””［Ｖ（−１）−１ｒＶ（２）
〕ｍ（０）＝ｉＲＶ（１） ｍ（ｉ１）＝ｌＲｓ””［Ｖ（−１）＋１ｇＶ（２）”
］　　　（１７）実際のイメージングシーケンスは、ｙ
方向における標準位相エコーを用い、又２つの電圧信号
によって生成される余分の空間情報を用い次ハイブリッ
ド再構成技術である。すなわち、通常のデータ獲得シー
ケンスによってまず位相エコードのないエコーがまず獲
得される。ここからｍ（−１）。

ｍ（０）およびｍ（１）ｔ−構成することができる。次
にシーケンスは位相エンコード係数がａｘｐ（２１π７
／Ｒ）であるエコーを獲得する。これからｍ（１）、ｍ
（２）およびｍ（３）の項を構成することができる。こ
れは正の位相エンコードの残りとすべての負の位相エン
コードで反復さレル。

ただし、［＝ｙ方向のフーリエ係数 Ｍ（０）＝ＩＴｌ、（０） Ｍ（１）＝〔ｍｌ（１）十ｍｂ（１）〕７２２Ｍ２）＝
ｍｊ　（２） Ｍ（３）　＝（ｍｂ　（３）　＋　ｍｅ（３））／２Ｍ
（４）＝ｍ、（４） Ｍ（’　）　＝（ｍａ　（１）　＋　ｍｑ　（１）’：
ｌ／２Ｍ（−２）＝ｍ、（−２） Ｍ（−３）＝〔ｍｑ（−３）＋ｍｒ（−３）〕７２２Ｍ
　４　）　＝ｍ　ｒ　（４） 実質的な結果は、イメージを完全に再構成するためにエ
コーの通常の数の半分を必要とするだけである。コイル
÷１によって信号Ｖ（−１）から今まで全体的に偶数の
投影（ｍ　（０）　、　ｍ　（２）　、　ｍ（４）など
）が獲得されることに注目されたい。次に奇数の投影が
Ｖ　（−１）とＶ（−２）の両方から計算される。奇数
の投影は２回計算されて現在の望ましい実施例では平均
が取られる。このためよシ加工のない再構成が行なわれ
る。以下空間的な再構成の例を示す。

Ｖ（−１）を計測するためのコイルは均一な受信コイル
であシ、イメージング及び分光学における標準設計に似
ていることに注目されたい。この場合は“−次″チャネ
ルと呼ばれる。ＶＩ−２）を計測するためのコイルは非
常に不均一であシ、“二次“チャネルと呼ばれる。

多重（例えば２個）チャネル再構成のＳ／’Ｎ比は特別
の処理を受けるＮ＝２の場合システムには２つのレシー
バがあるため、再構成されたイメージの雑音は、２つの
チャネル内の雑音が相関しているかいないかに依存して
いる。コイル自体が雑音を生成するならば、雑音は２つ
のチャネル内では相関していない。サンプルによって生
成される雑音によって雑音電圧が生じ、これは両方のコ
イルで受信されるため、相関する。（雑音は相関してい
るが両方のチャネルでかならずしも同相ではないことに
注目されたい。雑音電圧の相対位相は雑音を発生するサ
ンプルの位置に依存している。）特別な例を考えてみよ
う。コイルの中央に点サングルを設ける。この簡単な配
置ではサンプルによって生成される磁化は二次チャネル
において何等信号を発生しない。又サンプルによって生
成されたいかなる雑音もこのチャネルによって受信され
ることはない。−次チャネルはサンプルによって生成さ
れた信号と雑音の両方を受は取る。標準位相エンコード
イメージング及び多重受信コイルイメージングにおいて
イメージ内の雑音の迅速な計算は以下のとおシである。

イメージ中央部の雑音は２倍に増大する。これは多重コ
イル獲得によってデータの半分が獲得される結果である
。従って多重コイル獲得の単位時間あ＆ｈのＳ／′Ｎ比
はこの例では標準イメージングのＳ／Ｎ比と同じである
。

イメージの中央部から離れると、雑音は標準イメージン
グに比較して減少する。この雑音は周波数ドメインで相
関しているため、データのフーリエ変換（すなわちイメ
ー−））は構成された雑音を表わす。

雑音が完全にコイルによって生成されるものならば、こ
の分析は変化してくる。前と同じサンプルを用いて、二
次チャネルはサンプル生成信号がなくとも雑音電圧があ
る。標準雑音分析に続いて、２つのイメージング過程に
おける雑音の比は、雑音は中央部において２倍に再び増
大する。そして前記の例とは異なシ、標準イメージング
に比較して雑音が減少することは全くない。

中程度から高電界強度における生物組織のＭＲＩはサン
プル生成雑音の形態である。Ｓ／Ｎ比には損失があると
思われる。この方法は速度が問題になる場合のＳ／Ｎ比
しきい値よシ十分上であるようなシーケンスに適用可能
である。

磁化密度ｍ　（ｎ）のフーリエ変換の式は電圧フーリエ
；係、数Ｖ　（ｎ）の無限大合計に関係している。

実際には上記のようにコイルの有限数（例えば２）から
信号を計測する。例えばただ２つの項における無限大合
計を切シ詰める効果は以下のように考えられる。

又、ただ２つの受信コイルから信号が与えられると、磁
化密度のいくつかのフーリエ投影は他よシも信頼性の高
い計算を行なうことができる。これは前のセクタ、ンに
ｍ　（−１）　、　ｍ　（０）　、　ｍ　（１）及びＶ
（−２）の式が含まれるということである。加工のない
再構成の場合の多くは、１つのエコー（６７チの時間減
少が生じる）から３つのｍ（ｎ）全てを計算するか、１
つのエコーから２つのｍ（１）を計算するか、あるいは
１つのエコーから３つのｍ（ｎ）を計算するが他のすべ
てのｍ　（ｎ）も余分に計算してこの結果を平均化する
ことによって、異なる量のＭＲＩイメージが与えられる
。

通常のイメージングの計画では象限鳥籠受信コイルのこ
のような効果を考えると、獲得された時間ドメイン信号
はフーリエ変換されて与えられたＸの場合のｙ方向に沿
ったフーリエ変換における項を生成する。残シの問題は
ｙ軸に沿った密度の１次元再構成である。

第６図にはこのような簡単な点サンプルのプロフィルが
示されている。ここでは信号が中央から外れた小さなサ
ンプルから生じる。第７図には単一受信コイルの標準１
２８投影再構成が示されている。ここでは再構成された
輪郭の大きさが示されておシ、点の拡大は有限サンプル
によるフーリエ変換の通常の動作である。

第８図には２つの受信コイルを用いエコーごとに３つの
フーリエ投影を計算する再構成の大きさが示されている
。再構成内の加工は非常に大きい。

５ｏｅｓ時間が節約されているエコー当シの２つのフー
リエ投影（第９図）を計算する方法はよシ意図的なもの
ではなく加工は減少しているが、それでも大きい。

これまでの最良の結果は、１つおきのエコーを２回計算
し平均化して（前記の表Ｉのように）エコー当シ３つの
投影を余分に計算することで得られる。第１０図にはこ
の方法による大きさの再構成が示されている。加工のレ
ベルは著しく減少し−ｃいる。誤ピークの高さはサンプ
ルピークツ高すのおおよそ２％である。ＳＯＷの時間の
節約が得られる。

第１１図にはサンプル生成ノイズを伴う点サンプルの標
準再構成が示されている。２個の受信コイルを用いて半
分の時間で獲得されたイメージは第１２図に示されるよ
うに雑音の増加を示す。予想されたように、雑音レベル
は２倍に増大する。

視野の領域の端部方向に向って雑音は減少する。

いくつかの実施例のみについて詳細に説明したが、これ
らの実施例について本発明のすぐれた特徴及び利点を保
持しながら多くの変形、変更を行うことができることは
、当業者には容易に理解できるであろう。このような変
形、変更は全て特許請求の範囲の技術的範囲内にあるも
のである。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明を使用するＭＲＩシステムの簡略化した
プロ、り図である。 第２図は本発明の基礎理論を説明するのに有効な多重Ｒ
Ｆ受信コイルの構成を示す概略図である。 第３図は第２図に示された多重コイル構造の概略図であ
る。 第４図は最も簡単な多重コイルＮ＝ｌの場合を実行する
ための２つの共位置サドルコイルの１つの可能な実施例
を示す概略図である。 第５Ａ図乃至第５Ｄ図は本発明による実際のＲＦ受信コ
イルに用いられるいろいろな鳥かご型及びサドル型コイ
ルの構成を示す概略図である。 第６図は簡単な一次元サンプルのスピン密度を示すグラ
フである。 第７図は第６図に示されたサンプルの標準フーリエ再構
成を示すグラフである。 第８図はエコーごとに３つの投影を用いた点サンプルの
２コイル再構成を示す。 第９図はエコーごとに２つの投影を用いた点サンプルの
２コイル再構成を示す。 第１０図はエコーごとに２つの投影の平均値を用いた点
サンプルの２コイル再構成を示す。 第１１図はサンプル信号に付加されたがウスホワイト雑
音を伴う同じサンプルの標準フーリエ再構成を示す。 第１２図はサンプル生成雑音を伴う同じサンプルの２コ
イル再構成を示す。 １００・・・ＭＲＩシステム、１０２・・・送信ＲＦコ
イル、１０４，１０８・・・プロセッサ、１０６・・・
キーデート／制御デイスプレィモジュール、２００・・
・ワイヤ、２０２・・・シリンダ、ＳＯＯ・・・磁石列
。

Claims (23)

【特許請求の範囲】
1. （１）ＭＲＩデータを迅速に捕捉する方法において、（
   ｉ）少なくとも１つのＮＭＲのＲＦ応答の生じる期間中
   に、複数の実質的に独立のＲＦ信号受信および処理チャ
   ネルにおけるＮＭＲのＲＦ応答を受信して記録し、 （ｉｉ）前記複数のＲＦチャネルによってそれぞれ与え
   られる複数のデータセットを処理し、前記の少なくとも
   １つのＮＭＲのＲＦ応答からの多重位相エンコードＭＲ
   Ｉデータを生成する過程を有していることを特徴とする
   方法。
2. （２）前記少なくとも１つのＮＭＲのＲＦ応答が単一Ｎ
   ＭＲスピンエコー応答である特許請求の範囲第１項記載
   の方法。
3. （３）多次元フーリエ変換イメージを生成するために実
   行しなければならない反復ＮＭＲ位相エンコードデータ
   収集処理の数を実質的に減少させる磁気共鳴イメージン
   グ方法において、 （ｉ）第１のＭＲＩデータを得るために第１の受信コイ
   ル及びＲＦ信号処理チャネルによってＮＭＲのＲＦ応答
   を記録し、 （ｉｉ）少なくとも１つの別のＲＦ受信コイル及びＲＦ
   信号処理チャネルによって第２のＭＲＩデータを得るた
   めに前記ＮＭＲのＲＦ応答を同時に記録し、（ｉｉｉ）
   前記多次元フーリエ変換イメージを生成するために十分
   なＮＭＲデータを集めるのに必要な時間の少なくとも約
   半分の時間だけ減少させ、ＮＭＲ位相エンコーディング
   少なくとも２つの異なる程度を表わすフーリエ変換ＭＲ
   Ｉデータを生成するために前記第１及び第２のＭＲＩデ
   ータを処理する過程を有することを特徴とする方法。
4. （４）実質的に一定のＺ方向の大きさの平らな体積内の
   ｘ、ｙディメンションにあるＭ×Ｎの分解能を保持する
   イメージを生成し、相互に直交するｘ、ｙ、ｚの磁気勾
   配パルス及びその上に重ねられたＮＭＲのＲＦ励起パル
   スのシーケンスによる静磁場にさらされる核のＮＭＲ　
   ＲＦ応答を用いて前記イメージを得るためのＭＲＩデー
   タを生成するための、対象物の内部構造の磁気共鳴イメ
   ージングの方法であって、 （ｉ）ｚ方向に向いた磁気勾配を用いて実質的に一定し
   たｚ方向の大きさのＮＭＲ核の平面体積を選択的に励起
   し、 （ｉｉ）ｙ軸方向に向いた磁気勾配の読くパルスを用い
   てｙ軸方向において核を位相エンコードし、（ｉｉｉ）
   ｘ軸方向に向いた磁気勾配の存在下において、 （ａ）第１のＲＦ受信コイル及びＲＦ信号処理チャネル
   によって前記核から結果的に生じるＮＭＲＲＦ応答を記
   録して第１のＭＲＩデータを得、（ｂ）少なくとも第２
   のＲＦ受信コイル及びＲＦ信号処理チャネルを用いて前
   記核からの前記生成されたＮＭＲ　ＲＦ応答をも同時に
   記録して第２のＭＲＩデータを得、 （ｉｖ）前記第１及び第２のＭＲＩデータを処理してｙ
   軸位相エンコードの少なくとも２つの異なる程度を表わ
   すさらに別のＭＲＩデータを生成し、（ｖ）異なる程度
   のｙ軸の磁気勾配を用いて実質的にＮ回より少ない回数
   で前記（ｉ）乃至（ｉｖ）の工程を反復し、ｙ軸の方向
   に沿ったＮピクセル分解能を有するＭＲＩイメージを生
   成することができる完全ＭＲＩデータセットを生成する
   過程を有することを特徴とする方法。
5. （５）工程（ｉ）乃至（ｉｖ）が約Ｎ／２回反復される
   特許請求の範囲第４項記載の方法。
6. （６）工程（ｉｖ）ではｙ軸位相エンコードの少なくと
   も３つの異なる程度を表わすＭＲＩデータがさらに与え
   られ、 工程（ｖ）ではｙ軸位相エンコードの同じ程度を表わす
   前記別のＭＲＩデータの少なくとも２つのセットを異な
   る反復周期で与えるｙ軸磁気勾配が用いられ、 工程（ｖ）にはまたｙ軸位相エンコードの同じ程度を表
   わす前記別のＭＲＩデータをともに平均化する工程が含
   まれていることを特徴とする特許請求の範囲第４項ある
   いは第５項記載されている方法。
7. （７）工程（ｉｖ）が、 （ａ）第１のＭＲＩデータの第１のフーリエ変換係数Ｖ
   （１）を得、 （ｂ）第２のＭＲＩデータの第１のフーリエ変換係数Ｖ
   （２）を得、 （ｃ）以下の式を用いてｙ軸位相エンコードの異なる程
   度にそれぞれ対応するＮＭＲ磁気の３つのフーリエ変換
   係数ｍ（−１）、ｍ（０）及びｍ（＋１）を計算するこ
   とを特徴とする特許請求の範囲第６項記載の方法； ｍ（−１）＝ｉＲｅｘｐ（−πｘ／Ｒ）〔Ｖ（１）−ｉ
   πＶ（２）〕ｍ（０）＝ｉＲＶ（１） ｍ（＋１）＝ｉＲｅｘｐ（πｘ／Ｒ）〔Ｖ（１）＋ｉπ
   Ｖ（２）〕ただしＲ：ＲＦ受信コイルの有効半径、ｘは
   ｙ軸位相エンコード核の列を分析するｘ座標。
8. （８）工程（ｉ）乃至（ｖ）の１回の反復の結果である
   ｍ（−１）を工程（ｉ）乃至（ｉｖ）の別の反復の結果
   ｍ（＋１）で平均化する特許請求の範囲第７項記載の方
   法。
9. （９）静磁場にさらされ又磁気勾配のシーケンスとこの
   シーケンスに重ねられたＮＭＲのＲＦ励起パルスを有す
   る核のＮＭＲ　ＲＦ応答を用いて、対象物の内部構造を
   イメージングするための磁気共鳴イメージングシステム
   において、 前記ＮＭＲのＲＦ応答を受けるための予め決められたイ
   メージ体積に結合されている第１のＲＦコイルであって
   、ＮＭＲ核の空間的な位置と前記第１のＲＦコイルから
   の結果として生じる第１のＲＦ信号出力の間の第１の間
   の関係を有している第１のコイルと、 前記ＮＭＢのＲＦ応答を受けるための予め決められたイ
   メージ量に結合されている第２のＲＦコイルであって、
   ＮＭＲ核の空間的な位置と前記第２のＲＦコイルからの
   結果として生じる第２のＲＦ信号出力の間の第２の間の
   関係を有している第２のコイルとを具備し、 前記第１及び第２のＲＦコイルが、ＮＭＢのＲＦ応答が
   関与する限りにおいて実質的に独立し又相互に結合して
   おらず、 単一のＮＭＲのＲＦ応答事象からの独立した第１及び第
   ２のＮＭＲ応答データを生成するために、前記第１及び
   第２のＲＦ信号出力をそれぞれ個別に受信し処理するよ
   うに結合されている第１及び第２の独立ＲＦ信号処理チ
   ャネルと、 前記単一のＮＭＲのＲＦ応答事象からの多重位相エンコ
   ードＮＭＲイメージデータを生成するために、前記独立
   した第１及び第２のＮＭＲ応答データを受けるように結
   合されているイメージ処理手段とを具備していることを
   特徴とするシステム。
10. （１０）前記第１及び第２のＲＦコイルはそれぞれ鳥籠
    型コイルを具備し、前記第１のＲＦコイルがほぼＦの第
    １の基本周波数で共振し、又前記第２のＲＦコイルがほ
    ぼＦの第２の基本周波数で共振することを特徴とする特
    許請求の範囲第９項記載のシステム。
11. （１１）前記第１及び第２のＲＦコイルが各々１対のＱ
    Ｄ結合サドルコイルを備え、前記第１のＲＦコイルがほ
    ぼＦの第１の基本周波数で共振し、前記第２のＲＦコイ
    ルはほぼＦ／２の第２の基本周波数で共振することを特
    徴とする特許請求の範囲第９項記載のシステム。
12. （１２）前記第１のＲＦコイルは前記イメージの体積に
    ついてｓｉｎθとして変化する電流／電圧分布を与え、 前記第２のＲＦコイルは前記イメージの体積についてｓ
    ｉｎ２θとして変化する電流／電圧分布を与えることを
    特徴とする特許請求の範囲第９項、第１０項、第１１項
    のいずれか１項記載のシステム。
13. （１３）ＭＲＩデータを高速で捕捉する装置において、
    （ｉ）少なくとも１つのＮＭＲのＲＦ応答が生じている
    期間中実質的に独立している複数のＲＦ信号受信および
    処理チャネル中のＮＭＲのＲＦ応答を受信して記録する
    ための手段と、 （ｉｉ）前記少なくとも１つのＮＭＲのＲＦ応答から多
    重位相エンコードＭＲＩデータを生成するために、前記
    複数のＲＦチャネルによってそれぞれ与えられる複数の
    データセットを処理するための手段を具備する装置。
14. （１４）多次元フーリエ変換イメージを生成するために
    実行しなければならない反復ＮＭＲ位相エンコードデー
    タ収集過程の数を実質的に減少させるための磁気共鳴イ
    メージング装置において、 （ｉ）第１のＭＲＩデータを得るために第１の受信コイ
    ルとＲＦ信号処理チャネルによってＮＭＲ　ＲＦ応答を
    記録する手段と、 （ｉｉ）第２のＭＲＩデータを得るために少なくとも１
    つの別のＲＦ受信コイルとＲＦ信号処理チャネルによっ
    て前記ＮＭＲＲＦ応答を同時に記録する手段と、 （ｉｉｉ）ＮＭＲ位相エンコードの少なくとも２つの異
    なる程度を表わすフーリエ変換ＭＲＩデータを生成する
    ための前記第１及び第２のＭＲＩデータを処理し、また
    前記多次元フーリエ変換イメージを生成するのに十分な
    ＮＭＲデータを収集するのに必要な時間の少なくとも約
    半分の時間だけ減少するための手段を具備する磁気共鳴
    イメージング装置。
15. （１５）実質的に固定されたｚ方向の大きさの平らな体
    積内のｘ、ｙデイメンションにおける分解能ＭｘＮのピ
    クセルを有するイメージを生成するために対象物の内部
    構造を磁気共鳴イメージングするための装置であって、
    前記イメージのＭＲＩデータが、相互に直交するｘ、ｙ
    、ｚ磁気勾配パルスとそれに重畳されたＮＭＲのＲＦ励
    起パルスのシーケンスによる静磁場にさらされる核のＮ
    ＭＲのＲＦ応答を用いて捕捉され、 （ｉ）ｚ軸方向の磁気勾配を使用し、実質的に一定のｚ
    方向の大きさのＮＭＲ核の平らな体積を選択的に励起す
    る手段と、 （ｉｉ）ｙ軸方向の磁気勾配の続くパルスを用いたｙ軸
    方向における核を位相エンコードする手段と、（ｉｉｉ
    ）ｘ軸方向の磁気勾配の存在下において、（ａ）第１の
    ＭＲＩデータを得るために第１のＲＦ受信コイルとＲＦ
    信号処理チャネルとによって前記核から結果的に生じる
    ＮＭＲのＲＦ応答を記録し、（ｂ）第２のＭＲＩデータ
    を得るために少なくとも第２のＲＦ受信コイルとＲＦ信
    号処理チャネルとによって前記核から結果的に生じるＮ
    ＭＲのＲＦ応答をも同時に記録する手段と、 （ｉｖ）ｙ軸位相エンコードの少なくとも２つの程度を
    表わす別のＭＲＩデータをさらに生成するために前記第
    １及び第２のＭＲＩデータを処理する手段と、 （ｖ）ｙ軸に沿つてＮ個のピクセル分解能を有するＭＲ
    Ｉイメージを生成することができる完全なＭＲＩデータ
    を生成するために、異なる程度のｙ軸の磁気勾配を用い
    て、前記励起、位相エンコード及び記録を実質的にＮ回
    よりも少ない回数で反復するための手段とを具備するこ
    とを特徴とする装置。
16. （１６）前記反復のための手段によって約Ｎ／２回の反
    復が行なわれる特許請求の範囲第１５項記載の装置。
17. （１７）前記処理する手段が少なくとも３つの異なる程
    度のｙ軸位相エンコードを表わす別のＭＲＩデータをさ
    らに与え、 前記反復のための手段が、異なる反復サイクルで同じ程
    度のｙ軸位相エンコードを表わす別のＭＲＩデータの少
    なくとも２つのセットをさらに与えるｙ軸磁気勾配を用
    いており、 前記反復手段にはさらにｙ軸位相エンコードの同じ程度
    を表わす前記別のＭＲＩデータと共に平均化するための
    手段が具備されている特許請求の範囲第１５項あるいは
    第１６項記載の装置。
18. （１８）処理のための前記手段には、 （ａ）第１のＭＲＩデータの第１のフーリエ変換係数Ｖ
    （１）を得る手段と、 （ｂ）第２のＭＲＩデータの第１のフーリエ変換係数Ｖ
    （２）を得る手段と、 （ｃ）以下の式を用いてｙ軸位相エンコードのそれぞれ
    の対応する異なる程度のためのＮＭＲ磁化の３つのフー
    リエ係数ｍ（−１）、ｍ（０）、ｍ（＋１）を計算する
    ための手段とを具備する特許請求の範囲第１７項記載の
    装置； ｍ（−１）＝ｉＲｅｚｐ（−πｘ／Ｒ）〔Ｖ（１）−ｉ
    πＶ（２）〕ｍ（０）＝ｉＲＶ（１） ｍ（＋１）＝ｉＲｉｅｘｐ（πｘ／Ｒ）〔Ｖ（１）＋ｉ
    πＶ（２）〕ただし、ＲはＲＦ受信コイルの実効半径で
    あり、ｘはｙ軸位相エンコード核の列が分析されるため
    のｘ座標である。
19. （１９）前記平均化手段がある反復に対するｍ（−１）
    結果を別の反復に対するｍ（＋１）結果と平均化するこ
    とを特徴とする特許請求の範囲第１８項記載の装置。
20. （２０）静磁場にさらされ、磁気勾配のシーケンスとそ
    れに重畳されたＮＭＲのＲＦ励起パルスを有する核のＮ
    ＭＲのＲＦ応答を用いて、対象物の内部構造をイメージ
    ングするための磁気共鳴イメージング方法において、 ＮＭＲ核の空間的な位置と第１のＲＦコイルから結果的
    に生じる第１のＲＦ信号出力の間の第１の関係で前記Ｎ
    ＭＲのＲＦ応答を受信し、 ＮＭＲ核の空間的な位置と第２のＲＦコイルから結果的
    に生じる第２のＲＦ信号出力との間の第２の関係で前記
    ＮＭＲのＲＦ応答を受信し、 前記第１及び第２のＲＦコイルがＮＭＲのＲＦ応答が関
    与する限り、実質的に独立し又相互に結合しないように
    され、単一ＮＭＲのＲＦ応答事象から独立した第１及び
    第２のＮＭＲ応答データを生成するために、前記第１及
    び第２のＲＦ信号出力を個個に受信して処理し、 前記独立した第１及び第２のＮＭＲ応答データを受信し
    て前記単一ＮＭＲのＲＦ応答事象から多重位相エンコー
    ドＮＭＲイメージデータを生成する方法。
21. （２１）前記受信するＮＭＲのＲＦ応答過程において用
    いられる前記第１及び第２のＲＦコイルがそれぞれ鳥籠
    型コイルを具備し、前記第１のＲＦコイルがほぼＦの第
    １の基本周波数で共振し、前記第２のＲＦコイルがほぼ
    Ｆの第２の基本周波数で共振する特許請求の範囲第２０
    項記載の方法。
22. （２２）前記受信するＮＭＲのＲＦ応答過程において用
    いられる前記第１及び第２のＲＦコイルがそれぞれ１対
    のＱＤ結合サドルコイルを具備し、前記第１のＲＦコイ
    ルがほぼＦの第１の基本周波数で共振し、前記第２のＲ
    ＦコイルがほぼＦの第２の基本周波数で共振する特許請
    求の範囲第２０項に記載の方法。
23. （２３）前記第１のＲＦコイルは前記イメージ体積につ
    いてｓｉｎθとして変化する電流／電圧分布を与え、 前記第２のＲＦコイルは前記イメージ体積についてｓｉ
    ｎ２θとして変化する電流／電圧分布を与える特許請求
    の範囲第２０項乃至２２項のいずれか１項記載の方法。