特表 2022-524065 磁場センサに関する磁気共鳴データの位置の決定

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】公表特許公報(A)

(11)【公表番号】

(43)【公表日】2022-04-27

(54)【発明の名称】磁場センサに関する磁気共鳴データの位置の決定

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/055 20060101AFI20220420BHJP

   A61B 5/245 20210101ALI20220420BHJP

【ＦＩ】

A61B5/055 390

A61B5/245

A61B5/055 380

A61B5/055 370

【審査請求】未請求

【予備審査請求】未請求

(21)【出願番号】P 2021552944

(86)(22)【出願日】2020-03-04

(85)【翻訳文提出日】2021-09-30

(86)【国際出願番号】 FI2020050138

(87)【国際公開番号】W WO2020178484

(87)【国際公開日】2020-09-10

(31)【優先権主張番号】20195162

(32)【優先日】2019-03-06

(33)【優先権主張国・地域又は機関】FI

(81)【指定国・地域】

(71)【出願人】

【識別番号】510063878

【氏名又は名称】アールト・ユニバーシティ・ファウンデイション・エスアール

【氏名又は名称原語表記】Ａａｌｔｏ Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ Ｆｏｕｎｄａｔｉｏｎ ｓｒ

(74)【代理人】

【識別番号】100145403

【弁理士】

【氏名又は名称】山尾 憲人

(74)【代理人】

【識別番号】100135703

【弁理士】

【氏名又は名称】岡部 英隆

(74)【代理人】

【識別番号】100210701

【弁理士】

【氏名又は名称】萩原 義則

(72)【発明者】

【氏名】ゼーフェンホーフェン，コルネリス

(72)【発明者】

【氏名】マキネン，アンッティ

(72)【発明者】

【氏名】イルモニエミ，リスト

【テーマコード（参考）】

4C096

4C127

【Ｆターム（参考）】

4C096AA18

4C096AB37

4C096AB44

4C096AC01

4C096AD03

4C096AD08

4C096AD14

4C096AD19

4C096AD24

4C096CA03

4C096DC33

4C096FC20

4C127AA10

4C127EE08

4C127KK03

(57)【要約】

本発明の例示的な態様によれば、画像フレームに関する低磁場磁気共鳴イメージング（ＬＦ－ＭＲＩ）、または超低磁場磁気共鳴イメージング（ＵＬＦ－ＭＲＩ）のデータを生成することと、決定された感度プロファイルとのデータのセンサに関する一致を決定することと、センサに関する一致が実現されるように、画像フレームとセンサフレームとの間のマッピングを決定することと、が提供される。

【特許請求の範囲】

【請求項1】

－イメージされたターゲットボリュームの周囲の位置に配置されたセンサを備える磁気共鳴イメージングシステムが、画像フレームに関する、低磁場磁気共鳴イメージング（ＬＦ－ＭＲＩ）、または超低磁場磁気共鳴イメージング（ＵＬＦ－ＭＲＩ）のデータを生成することと、
－前記磁気共鳴イメージングシステムが、決定された感度プロファイルとのデータのセンサに関する一致を決定することと、
－前記磁気共鳴イメージングシステムが、前記センサに関する一致が実現されるように、画像フレームとセンサフレームとの間のマッピングを決定することと、
を含む方法。

【請求項2】

前記センサは、脳磁図、ＭＥＧ、ソースの局所化のために構成され、前記方法は、前記センサが、１つまたは複数のＭＥＧデータセットを取得することと、前記決定されたマッピングに基づいて、前記ＭＥＧデータセットの電気的脳活動の少なくとも１つのソースを局所化することと、
を含む、請求項１に記載の方法。

【請求項3】

前記センサフレームは、ＬＦ－ＭＲＩデータまたはＵＬＦ－ＭＲＩデータを生成することと、前記ＭＥＧデータとの間で維持される、請求項２に記載の方法。

【請求項4】

前記マッピングは、ボクセルのサブセットに基づく非線形最適化方法を使用して、反復的に決定される、請求項１ないし３のうちいずれか１項に記載の方法。

【請求項5】

前記マッピングは、前記画像フレームと前記センサフレームのボクセル位置との間のパラメータ化された伝達関数を解くことに基づいて決定される、請求項１ないし４のうちいずれか１項に記載の方法。

【請求項6】

前記センサに関する一致は、ＬＦ－ＭＲＩデータまたはＵＬＦ－ＭＲＩデータの類似性および前記センサの感度プロファイルを測定するための目的関数に基づく、請求項１ないし５のうちいずれか１項に記載の方法。

【請求項7】

前記センサに関する一致は、少なくとも１つの基準に従って満たされる、請求項１ないし６のうちいずれか１項に記載の方法。

【請求項8】

前記基準は、
－目的関数のターゲット値、
－少なくとも１つの条件を満たす目的関数の勾配、
－反復間の目的関数の値の変化は、十分に小さい、
－マッピングのパラメータを決定するための所定の反復回数に達した、
の１つまたは複数または組み合わせを備える、請求項６または７に記載の方法。

【請求項9】

前記目的関数は、前記感度プロファイルおよび前記ボクセルの大きさおよび位相の一致または類似性に基づいて、ターゲット値に到達するように決定される、請求項６、７、または８に記載の方法。

【請求項10】

前記一致は、

【数32】

ここで｜｜・｜｜は、ユークリッドベクトルノルムを示し、（・）^Ｈは、共役転置を示し、Ｎｖは、ボクセルのサブセットであり、ｓは、感度ベクトルであり、ｐは、パラメータの座標ベクトルであり、ｕは、ボクセルのサブセットの値を備えるボクセルベクトルであり、ｇは、目的関数である、
に記載の目的関数に基づいて決定される、請求項６ないし９のうちいずれか１項に記載の方法。

【請求項11】

前記センサは、超伝導量子干渉デバイス、ＳＱＵＩＤを備える、請求項１ないし１０のうちいずれか１項に記載の方法。

【請求項12】

イメージされたターゲットボリュームの周囲の位置に配置されたセンサを備える磁気共鳴イメージングシステムであって、前記システムは、
－画像フレームに関する低磁場磁気共鳴イメージング、ＬＦ－ＭＲＩ、または超低磁場磁気共鳴イメージング、ＵＬＦ－ＭＲＩのデータを生成することと、
－決定された感度プロファイルとのデータのセンサに関する一致を決定することと、
－前記センサに関する一致が実現されるように、画像フレームとセンサフレームとの間のマッピングを決定することと、
を実行するための手段を備える、磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項13】

前記センサは、脳磁図、ＭＥＧ、ソースの局所化のために構成され、前記方法は、
前記センサが、１つまたは複数のＭＥＧデータセットを取得することと、前記決定されたマッピングに基づいて、ＭＥＧデータセットの電気的脳活動の少なくとも１つのソースを局所化することと、
を含む、請求項１２に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項14】

前記センサフレームは、前記ＬＦ－ＭＲＩデータまたはＵＬＦ－ＭＲＩデータを生成することと、前記ＭＥＧデータとの間で維持される、請求項１３に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項15】

前記マッピングは、ボクセルのサブセットに基づく非線形最適化方法を使用して、反復的に決定される、請求項１２ないし１４のうちいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項16】

前記マッピングは、前記画像フレームのボクセル位置と前記センサフレームとの間のパラメータ化された伝達関数を解くことに基づいて決定される、請求項１２ないし１５のうちいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項17】

前記センサに関する一致は、ＬＦ－ＭＲＩデータまたはＵＬＦ－ＭＲＩデータの類似性および前記センサの感度プロファイルを測定するための目的関数に基づいて、測定される、請求項１２ないし１６のうちいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項18】

前記センサに関する一致は、少なくとも１つの基準に従って満たされる、請求項１２ないし１７のうちいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項19】

前記基準は、
－目的関数のターゲット値、
－少なくとも１つの条件を満たす目的関数の勾配、
－反復間の目的関数の値の変化は、十分に小さい、
－マッピングのパラメータを決定するための所定の反復回数に達した、
の１つまたは複数または組み合わせを備える、請求項１７または１８に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項20】

前記目的関数のターゲット値は、前記感度プロファイルおよび前記ボクセルの大きさおよび位相の一致または類似性に基づいて、ターゲット値に到達するように決定される、請求項１７、１８または１９のうちいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項21】

前記一致は、

【数33】

ここで｜｜・｜｜は、ユークリッドベクトルノルムを示し、（・）^Ｈは、共役転置を示し、Ｎｖは、ボクセルのサブセットであり、ｓは、感度ベクトルであり、ｐは、パラメータの座標ベクトルであり、ｕは、ボクセルのサブセットの値を備えるボクセルベクトルであり、ｇは、目的関数である、
に記載の目的関数に基づいて決定される、請求項１７ないし２０のうちいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項22】

前記センサは、超伝導量子干渉デバイス、ＳＱＵＩＤを備える、請求項１２ないし２１のうちいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項23】

前記磁気共鳴イメージングシステムは、ハイブリッドＭＥＧ－ＭＲＩデバイスである、請求項１２ないし２２のうちいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【請求項24】

前記手段は、少なくとも１つのプロセッサと、コンピュータプログラムコードを含む少なくとも１つのメモリと、を備え、前記少なくとも１つのプロセッサとともに構成された前記少なくとも１つのメモリおよびコンピュータプログラムコードは、前記磁気共鳴イメージングシステムの性能を引き起こす、請求項１２ないし２３のうちいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージングシステム。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本発明は、磁場センサに関する磁気共鳴データの位置を決定することに関する。

【背景技術】

【0002】

異なる座標系でのデータの位置を決定することは、医用イメージングで一般的な問題である。例えば、脳磁図（ＭＥＧ）では、頭の外側にあるセンサのアレイを使用した磁場測定から推定された神経活動は、脳の構造と同じ座標で知られている必要がある。ＭＥＧの全体的な精度が向上するにつれて、磁場センサに関する脳伝導構造の正確な知識が、センサでの神経場のモデリングにとってますます重要になる。これとは別に、神経源を再構築するための制約を設定する場合、脳の解剖学的構造の正確な位置情報も不可欠である。この情報は通常、被験者の頭の磁気共鳴（ＭＲ）画像から取得される。脳の構造は他のデバイスで画像化されるため、ＭＲＩ画像とＭＥＧセンサアレイは、相互に位置合わせまたは同時登録する必要がある。

【0003】

従来の同時登録手順には、ＭＥＧワークフローとデータ解析を複雑にするいくつかの考えられるエラーソースを伴う手動の手順が含まれる。同時登録の不正確さは、神経磁気問題の導体モデルとソースモデルの両方を歪め、脳活動の局所化にエラーを引き起こす。合計の同時登録エラーは、最大１０ｍｍになり得、ソースモデリングの仮定によっては、逆推定が大幅に悪化し得る。体系的な方法で同時登録の精度を向上させるには、これまで外部機器が必要であり、ワークフローがさらに複雑になっていた。

【発明の概要】

【0004】

本発明は、独立請求項の特徴によって定義される。いくつかの特定の実施形態は、従属請求項に定義される。

【0005】

本発明の第１の態様によれば、イメージされたターゲットボリュームの周囲の位置に配置されたセンサを備える磁気共鳴イメージングシステムが、画像フレームに関する低磁場磁気共鳴イメージング、ＬＦ－ＭＲＩ、または超低磁場磁気共鳴イメージング、ＵＬＦ－ＭＲＩのデータを生成することと、磁気共鳴イメージングシステムが、決定された感度プロファイルとのデータのセンサに関する一致を決定することと、磁気共鳴イメージングシステムが、センサに関する一致が実現されるように、画像フレームとセンサフレームとの間のマッピングを決定することと、を含む方法が提供される。

【0006】

本発明の第２の態様によれば、イメージされたターゲットボリュームの周囲の位置に配置されたセンサを備える磁気共鳴イメージングシステムであって、前記システムは、画像フレームに関する低磁場磁気共鳴イメージング、ＬＦ－ＭＲＩ、または超低磁場磁気共鳴イメージング、ＵＬＦ－ＭＲＩのデータを生成することと、決定された感度プロファイルとのデータのセンサに関する一致を決定することと、センサに関する一致が実現されるように、画像フレームとセンサフレームの間のマッピングを決定することと、を実行するための手段を備える、磁気共鳴イメージングシステムが提供される。

【0007】

本発明の第３の態様によれば、一組のコンピュータ可読命令をその上に格納した非一時的コンピュータ可読媒体であって、少なくとも１つのプロセッサによって実行されると、イメージされたターゲットボリュームの周囲の位置に配置されたセンサを備える磁気共鳴イメージングシステムに、少なくとも、画像フレームに関する低磁場磁気共鳴イメージング、ＬＦ－ＭＲＩ、または超低磁場磁気共鳴イメージング、ＵＬＦ－ＭＲＩのデータを生成することと、決定された感度プロファイルとデータのセンサに関する一致を決定することと、センサに関する一致が実現されるように、画像フレームとセンサフレームとの間のマッピングを決定することと、を実行させる非一時的コンピュータ可読媒体が提供される。

【0008】

本発明の第４の態様によれば、請求項１ないし８の少なくとも１つに記載の方法を実行させるように構成されたコンピュータプログラムが提供される。

【0009】

本発明のさらなる態様は、添付の請求項によって定義される。

【図面の簡単な説明】

【0010】

【図1】本発明の少なくともいくつかの実施形態による磁気共鳴イメージングシステムを示している。

【図2】本発明の少なくともいくつかの実施形態による方法を示している。

【図3】本発明の少なくともいくつかの実施形態による方法を示している。

【図4】本発明の少なくともいくつかの実施形態による、画像フレームのセンサフレームへのマッピングの例を示している。

【図5】較正エラーを決定および修正するための方法を示している。

【発明を実施するための形態】

【0011】

定義

【0012】

脳磁図（ＭＥＧ）：頭の外側の磁場測定から脳の電気的活動を特定する方法。

【0013】

磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）：イメージされた物質の核スピンを制御し、それらの磁場を測定することに基づいて、物体の３次元画像を形成する医用イメージング技術。

【0014】

ＭＲＩ信号：歳差運動する核スピンの磁場または磁場に関連する量。

【0015】

測定シーケンス：画像再構成のためのデータを提供するためにスピンに影響を与える磁場パルスのセット。

【0016】

画像再構成：スピンの磁場データを３次元画像に変換する方法。

【0017】

イメージングファントムまたはターゲットボリューム：ＭＲＩシステムの視野内に配置された物体。物体は、測定時にＭＲＩ信号を提供する。

【0018】

視野：ボリュームに対して磁場勾配を生成することによってＭＲＩ画像が撮影されるイメージングボリューム。

【0019】

ラーモア周波数：測定時にスピンが歳差運動する周波数で、静磁場の大きさに正比例する。

【0020】

センサ：測定サイトでの磁場または関連する量の読み取り値を出力する測定デバイス。

【0021】

感度プロファイル：センサと磁場にさらされたターゲットボリュームの核スピンとの間の結合の強さ。感度プロファイルは、特定のセンサの位置とＭＲＩシステムによって印加された磁場の関数である。センサアレイ内のセンサの感度プロファイルは、センサフレーム内のセンサの形状、位置、方向、および磁場の方向などのセットアップの他のプロパティによって決定される。

【0022】

ボクセル：特定の位置と数値を有するＭＲＩ画像グリッドのボリューム要素。

【0023】

画像座標系または画像フレーム：ボクセル位置が分かっている座標系。

【0024】

センサ座標系またはセンサフレーム：センサの感度（感度プロファイル）が既知またはモデル化可能な座標系。

【0025】

マッピング：画像座標系からセンサ座標系に点の座標をマッピングする機能。

【0026】

センサに関する（ｓｅｎｓｏｒｗｉｓｅ）の一致：対応するセンサ固有のモデルのセット（センサフレームの感度プロファイル）と比較した、複数のセンサによって個別に記録されたデータ内の情報の一貫性。

【0027】

ハイブリッドＭＥＧ－ＭＲＩデバイス：両方のモダリティで同じセンサを使用してＭＲＩおよびＭＥＧ測定を実行できるデバイス、例えば、ＭＲＩシステム。

【0028】

イメージされたターゲットボリュームの周囲の位置に配置されたセンサを備える磁気共鳴イメージングによって、低磁場磁気共鳴イメージング、ＬＦ－ＭＲＩ、または超低磁場磁気共鳴イメージング、ＵＬＦ－ＭＲＩのデータを生成すること関連して、データと感度プロファイルのセンサに関する一致が決定される。ＬＦ－ＭＲＩまたはＵＬＦ－ＭＲＩ画像フレームとセンサフレームとの間のマッピングは、少なくとも１つの基準に従ってセンサに関する一致が実現されるように決定される。このようにして、画像フレームおよびセンサフレームは、１つまたは複数の後続のイメージングセッションで人を正確にイメージングするために較正され得る。

【0029】

図１は、本発明の少なくともいくつかの実施形態による磁気共鳴イメージングシステム１０を示している。ＭＲＩシステムは、ＭＲＩシステムのイメージングボリューム内に配置されたターゲットボリューム１のＭＲＩ画像を取得するように構成される。ＭＲＩシステム１０は、低磁場磁気共鳴イメージング、ＬＦ－ＭＲＩ、または超低磁場磁気共鳴イメージング、ＵＬＦ－ＭＲＩ、システムである。ＬＦ－ＭＲＩシステムでは、０．３Ｔ未満のオーダの磁場がイメージングボリュームに発生する。ＵＬＦ－ＭＲＩシステムでは、１０～１００μＴのオーダの磁場がイメージングボリュームに発生する。ＬＦ－ＭＲＩおよびＵＬＦ－ＭＲＩによって生成される磁場および対応するラーモア周波数は、センサの感度プロファイルが安定し、センサの感度プロファイルが十分な精度でモデル化されるように、十分に低くする必要がある。

【0030】

ＭＲＩシステム１０は、センサ２、分極コイル３、およびＭＲＩコイル４を備える。ＭＲＩコイルは、イメージングボリュームに磁場を生成するように構成されている。このようにして、ターゲットボリュームに存在する核は、磁場から吸収されたエネルギに基づいて生成された振動電磁信号を生成し得る。電磁信号は、無線周波数信号であり得る。電磁信号は、例えば、超低周波数範囲、超低周波数帯域または低周波数帯域または中周波数帯域、または国際電気通信連合、ＩＴＵ、無線規則によって定義された他の周波数帯域の周波数を有し得る。ＭＲＩコイルは、イメージングボリュームに対して主磁場を生成するための主コイルと、生成された主磁場を変化させるための勾配コイルとを備え得る。予備分極コイルは、イメージされたターゲットボリューム１を１０～１００ｍＴのオーダの磁場で予備分極するために提供され得る。ＭＲＩシステムは、上記よりも多くのコイルを有し得ることを理解されたい。例えば、ＭＲＩシステムは、歳差運動を開始するための振動反転パルスを生成するためのＢ１コイルを有し得る。

【0031】

ＭＲＩシステム１０は、コンピュータ６または対応する制御ユニットの制御下にあるセンサおよびコイルを制御するためのＭＲＩ電子機器５を備え得る。ＭＲＩ電子機器は、１つまたは複数の測定を実行するように構成され得る。ＭＲＩ電子機器は、ＭＲＩ測定シーケンスを決定し、ＭＲＩ測定シーケンスを実行するようにコイルを制御するように構成され得る。代替的または追加的に、ＭＲＩ電子機器は、ＭＥＧ測定を実行するためにセンサを制御するように構成され得る。

【0032】

コンピュータ６は、ＭＲＩシステム１０によって実行される測定を制御し、測定によって生成されたデータを取得するために、ＭＲＩ電子機器およびデータ取得コンポーネントに接続され得る。コンピュータは、メモリに接続された１つまたは複数のプロセッサコアを備え得る。プロセッサコアは、メモリに格納されたコンピュータプログラム命令などのコンピュータプログラム命令を実行し得る。メモリは、非一時的コンピュータ可読媒体であり得る。

【0033】

ＭＲＩシステム１０は、センサからＭＲＩ信号およびＭＥＧ信号を取得するように構成されたデータ取得コンポーネント７を備え得る。センサから取得された信号は、データ取得システムによってコンピュータ可読形式に処理され得る。コンピュータ可読形式は、コンピュータ可読ファイル形式であり得る。ＭＥＧおよびＭＲＩ信号は、データ取得コンポーネントによってデータセットに処理され、コンピュータ可読ファイル形式でそれぞれのファイルに保存され得る。

【0034】

ＭＲＩシステム１０は、画像再構成のためのデータを取得するためのセンサ２を備え得る。データは、ＭＲＩおよび／またはＭＥＧ信号に基づいて生成されたデータセットを備え得る。ＭＲＩおよび／またはＭＥＧ信号は、１つまたは複数の測定を実行するＭＲＩシステム１０によって取得され得る。ＭＲＩ信号は、ＭＲＩ測定シーケンスを実行することによって取得され得る。ＭＥＧ信号は、ＭＥＧ測定を実行することによって取得され得る。ＭＲＩシーケンスは、ターゲットボリュームの核スピンに影響を及ぼしてターゲットボリュームの核に振動電磁信号を生成させる磁場パルスのセットをＭＲＩシステムによって生成することを備え得る。このようにして、画像再構成のためのデータは、取得され得る。

【0035】

センサ２は、センサ座標系で表現された形状、位置、および向きを有し得る。一例では、センサの位置は、ターゲットボリューム１の周りに固定され得る。形状は、センサによって形成された配置の形状であり得、各センサは、位置および向きを有し得る。センサの配置は、センサの感度プロファイルがターゲットボリューム１に向けられるように、ターゲットボリュームの周りに形成され得る。

【0036】

センサは、感度プロファイルを有し得る。センサの感度プロファイルは、センサとターゲットボリュームのスピンとの間の結合の強さを定義する。感度プロファイルは、特定のセンサの位置と、ＭＲＩシステムによってターゲットボリュームに印加された磁場の関数である。センサの感度プロファイルは、センサの形状、位置、向きによって決まる。センサの感度プロファイルは、センサのピックアップループ内の単位電流によって生成される磁場から導き出され得る。感度プロファイルは、ターゲットボリューム１に存在する静磁場に垂直なピックアップループの磁場の成分で構成される。

【0037】

一例では、センサは、ターゲットボリューム１の周りにセンサアレイを形成し得る。センサアレイは、センサの位置および向きからなる形状を有し得る。形状の例は、センサがヘルメットの形でセンサアレイに配置されていることである。

【0038】

一実施形態では、センサ２は、超伝導量子干渉デバイス、ＳＱＵＩＤを備え得る。ＳＱＵＩＤは、１つまたは複数のＭＲＩシーケンスによってイメージされたターゲットボリュームから少なくともＭＲＩ信号を受信するように構成される。

【0039】

一実施形態では、センサ２は、超伝導量子干渉デバイス、ＳＱＵＩＤを備え得る。ＳＱＵＩＤは、１つまたは複数のＭＥＧ測定によってターゲットボリュームから少なくともＭＥＧ信号を受信するように構成される。このようにして、センサは、ＭＥＧソースの局所化を提供し得る。したがって、ＳＱＵＩＤは、イメージされたターゲットボリューム、すなわち、この場合は頭部の外側の磁場測定から電気的脳活動を局所化するための手段を提供し得る。

【0040】

ＳＱＵＩＤは、ジョセフソン接合を含む超伝導ループに基づいて、非常に微妙な磁場を測定するための高感度磁力計である。ＳＱＵＩＤループは、例えば、直径が１ｍｍ未満など、小さくなり得る。小さなＳＱＵＩＤループは、より大きな超伝導ピックアップコイルを介して磁気源と結合し得る。磁気源は、脳の活動または進行中の核磁気モーメントまたは他の任意の磁場源に関連する脳内の電流であり得る。したがって、ＳＱＵＩＤによって得られる信号、すなわち、ＳＱＵＩＤ信号、例えば、ＭＲＩ信号またはＭＥＧ信号は、そのピックアップコイルを通る磁束に比例し得る。ピックアップコイルは、直径約２ｃｍであり、それによって感度の大部分が比較的小さなボリュームに集中し得る。ＳＱＵＩＤの詳細については、Ｊ．Ｌｕｏｍａｈａａｒａ、Ｐ．Ｔ．Ｖｅｓａｎｅｎ、Ｊ．Ｐｅｎｔｔｉｌａ、Ｊ．Ｏ．Ｎｉｅｍｉｎｅｎ、Ｊ．Ｄａｂｅｋ、Ｊ．Ｓｉｍｏｌａ、Ｍ．Ｋｉｖｉｒａｎｔａ、Ｌ．Ｇｒｏｎｂｅｒｇ、Ｃ．Ｊ．Ｚｅｖｅｎｈｏｖｅｎ、Ｒ．Ｊ．Ｉｌｍｏｎｉｅｍｉ、Ｊ．Ｈａｓｓｅｌ、「ＭＥＧとＭＲＩを組み合わせた全平面ＳＱＵＩＤとピックアップコイル」、Ｓｕｐｅｒｃｏｎｄ．Ｓｃｉ．Ｔｅｃｈｎｏｌ、ｖｏｌ．２４、ｎｏ．７、ｐ．０７５０２０、２０１１に記載されている。

【0041】

ＭＲＩシステム１０は、ＭＲＩおよびＭＥＧ画像の画像再構成を実行するように構成され得る。ＭＲＩ画像の再構成は、センサ２から得られたＭＲＩ信号に基づいて実行され得、イメージされたターゲットボリュームからのＭＲＩ信号に基づいて３次元ＭＲＩ画像を提供し得る。３次元ＭＲＩ画像は、センサ２から得られたＭＲＩ信号に基づいてＭＲＩ画像を再構成することによって得られたボクセルを備え得る。再構成されたＭＲＩ画像は、画像フレームで定義される。ＭＥＧ画像の再構成は、センサから得られたＭＥＧ信号に基づいて実行され得る。再構成されたＭＥＧ画像は、センサフレームで定義される。ＭＥＧ画像およびＭＲＩ画像は、３次元画像間のマッピングによって同じ座標系で再構成し得る。

【0042】

少なくともいくつかの実施形態では、センサは、脳磁図、ＭＥＧ、ソースの局所化のために構成される。センサは、同じセンサ形状によってＭＲＩ信号とＭＥＧ信号を測定するように構成され得る。したがって、センサフレームは、ＬＦ－ＭＲＩデータまたはＵＬＦ－ＭＲＩデータの生成とＭＥＧデータとの間で維持され得る。一例では、センサの位置が維持され、センサの相互の位置および測定システムの他の部分がＭＲＩ測定とＭＥＧ測定との間で変化しない場合、センサフレームが維持され得る。ソースの局所化の例では、ソースは、ソースの磁場フォワードモデルに基づいて局所化され得る。磁場フォワードモデルは、ＭＲＩ画像から導出された頭部の解剖学的構造とオーム導体の準静的マクスウェル方程式を備える。すべての可能なソースのフィールドを知っていると、ソースの事前情報も想定して、ソースの局所化の逆問題を解決し得る。

【0043】

一例では、ターゲットボリューム１は、均質なボリューム、すなわち、ファントムであり得、ターゲットボリュームがＭＲＩシステムによって生成された磁場にさらされたときに、ターゲットボリュームが磁場および生成された電磁波からエネルギを吸収する能力は、ターゲットボリューム全体で類似し得る。ファントムは、ＬＦ－ＭＲＩまたはＵＬＦ－ＭＲＩ画像フレームおよびセンサフレームの空間較正に使用され得る。較正後、ＭＲＩシステムは、人、例えば、人の頭をイメージングするために使用され得る。イメージングは、ＭＲＩまたはＭＥＧであり得る。較正は、較正後にＭＲＩシステムによって得られたイメージングデータが、空間較正に基づいて局所化され得ることを提供する。

【0044】

一実施形態では、ＭＲＩシステムは、ハイブリッドＭＥＧ－ＭＲＩデバイスである。ハイブリッドＭＥＧ－ＭＲＩデバイスを使用すると、同じセンサアレイを使用して両方のモダリティを測定するときに、同時登録のないワークフローを実現し得る。個々の被験者ごとにＭＲＩをＭＥＧアレイに個別に登録する代わりに、ＭＲＩがＭＥＧと同じ座標系で自動的に再構成されるようにハイブリッドデバイスを較正し得る。

【0045】

ハイブリッドＭＥＧ－ＭＲＩデバイスは、ＵＬＦ－ＭＲＩを利用し得、測定中の磁場は１０～１００μＴのオーダである。ＵＬＦ ＭＲＩは、無線またはマイクロ波周波数、組織感受性、または化学シフトの影響を含む高磁場関連の幾何学的歪みの影響を受けず、金属の存在下でのイメージングを可能にすることが実証されている。さらに、超低磁場と周波数では、磁場は、イメージングの対象とは無関係に準静的マクスウェル方程式でモデル化され得る。

【0046】

図２は、本発明の少なくともいくつかの実施形態による方法を示している。この方法は、図１で説明されているＭＲＩシステムによって実行され得る。この方法は、画像フレームとセンサフレームの較正のためのマッピングを提供する。較正は、較正後にＭＲＩシステムによって取得されたイメージングデータ、ＭＥＧデータセットまたはＭＲＩデータセットが、空間較正に基づいて局所化され得ることを提供する。

【0047】

フェーズ２０２は、画像フレームに関して、低磁場磁気共鳴イメージング、ＬＦ－ＭＲＩ、または超低磁場磁気共鳴イメージング、ＵＬＦ－ＭＲＩのデータを生成することを含む。

【0048】

フェーズ２０４は、決定された感度プロファイルとのデータのセンサに関する一致を決定することを含む。

【0049】

フェーズ２０６は、一致が基準に達したときに、画像フレームとセンサフレームとの間のマッピングを決定することを含む。

【0050】

少なくともいくつかの実施形態によると、画像フレームとセンサフレームの較正のマッピングは、ｒ＝ｆ（ｑ）を満たす。ここで、ｒは、センサフレーム内の点の座標であり、ｑは、画像フレーム内の同じ点の座標である。マッピングｆ（ｑ）は、ＭＲＩシステムの空間符号化磁場に対してセンサフレームがどのように配置および方向付けられているかによって異なる。

【0051】

センサが脳磁図、ＭＥＧのためにも構成される一実施形態によれば、決定されたマッピングは、ＭＥＧフォワードモデルの生成に使用され得る。このようにして、画像フレームとセンサフレームの較正を利用して、ＭＥＧ測定に基づいて脳活動を局所化し得る。

【0052】

一実施形態によれば、フェーズ２０６は、ボクセルのサブセットに基づく非線形最適化方法を使用してマッピングを繰り返し決定することを含む。

【0053】

非線形最適化手法の例は、例えば、Ｂｒｏｙｄｅｎ－Ｆｌｅｔｃｈｅｒ－Ｇｏｌｄｆａｒｂ－Ｓｈａｎｎｏ（ＢＦＧＳ）などの準ニュートンアルゴリズムを含む。

【0054】

一例では、サブセットは、ボクセルの一部であり得る。ボクセルのサブセットがターゲットボリュームから均等にボクセルを備えるように、ボクセルをダウンサンプリングし得る。

【0055】

一実施形態によれば、フェーズ２０６は、画像フレームとセンサフレームのボクセル位置の間のパラメータ化された伝達関数に基づいてマッピングを決定することを含む。パラメータ化は、マッピングを見つけるタスクをパラメータ空間上の非線形最適化問題に変換するために使用され得る。パラメータ化は、最適化の性能と目的関数の「ランドスケープ」（局所極値の可能性）に影響を与え得る。

【0056】

パラメータ化は、ｆ（ｑ）＝Ａｑ＋ｂというアフィンなものであり得る。ここで、Ａは、すべての行列要素が自由パラメータと見なされる３行３列の行列であり、ｂは、３つの要素も自由パラメータと見なされるベクトルである。

【0057】

一実施形態によれば、フェーズ２０４は、ＬＦ－ＭＲＩデータまたはＵＬＦ－ＭＲＩデータの類似性およびセンサの感度プロファイルを測定する目的関数に基づいて一致が評価されることを含む。

【0058】

一実施形態によれば、フェーズ２０６は、基準が以下の１つまたは複数または組み合わせであり得ることを含む。目的関数のターゲット値。少なくとも１つの条件を満たす目的関数の勾配。反復間の目的関数の値の変化は十分に小さい。マッピングのパラメータを決定するための所定の反復回数に達した。

【0059】

基準の例は、目的関数のターゲット値が既知の値に十分に近い値であり得ることを含む。勾配は、十分に小さい。目的関数の値の変化は、十分に小さい。単一の反復または複数の反復を含む反復の数に達した。

【0060】

一実施形態によれば、フェーズ２０６は、感度プロファイルおよびボクセル値の大きさおよび位相の一致または類似性に基づいて、ターゲット値に到達するための目的関数を決定することを含む。目的関数の形式は、ボクセル値と感度プロファイルとの間の関係がどのようにモデル化されるかに依存し得る。

【0061】

ターゲット値は、十分な較正を示すために事前に決定され得る限界であり得る。一方、ターゲット値は、目的関数の最大値または最小値であり得る。

【0062】

一実施形態によれば、フェーズ２０４は、一致が、以下の式に従って、目的関数に基づいて決定されることを含む。

【0063】

【数1】

式（１）
ここで｜｜・｜｜は、ユークリッドベクトルノルムを、（・）^Ｈは、共役転置を示し、Ｎ_ｖは、ボクセルのサブセット、ｓは、感度ベクトル、ｐは、パラメータの座標ベクトル、ｕは、ボクセルのサブセットの値を含むボクセルベクトル、ｇは、目的関数である。

【0064】

少なくともいくつかの実施形態によれば、図２による方法は、例えば、図１に記載されているように、低磁場または超低磁場での磁気共鳴イメージングが可能な測定システムによって実行され得る。図１および図２の両方を参照すると、システムは、測定システムの相互および他の部分に対する相対的な位置が測定中に変化しない複数のセンサ２を備える。システムは、センサの感度プロファイルが安定し、十分な精度でモデル化できるように、十分に低い磁場と対応するラーモア周波数を発生させるように構成され得る。システムは、センサ２によってＭＲＩおよびＭＥＧ信号を取得するための測定方法を実行するように構成され得る。システムは、明確に定義された相対位置を有するボクセルからなるＭＲＩ画像を作成するための１つまたは複数の再構成方法を実行するように構成され得る。センサの形状およびセンサフレーム内のセンサの位置を考慮して、センサの感度プロファイルおよび／または感度プロファイルのモデルは、既知であるか、または決定され得る。システムは、ＭＲＩ電子機器５の十分な安定性と、較正とデータ取得との間の形状を有し得ることを理解されたい。

【0065】

図３は、本発明の少なくともいくつかの実施形態による方法を示している。この方法は、ＭＲＩ画像座標系とセンサ座標系の較正を提供する。この方法は、図１で説明されているＭＲＩシステムによって実行され得る。較正は、較正後にＭＲＩシステムによって取得された画像データ、ＭＥＧデータセットまたはＭＲＩデータセットが、空間較正に基づいて局所化され得ることを提供する。この方法は、フェーズ３００で開始し得る。フェーズ３００では、センサ座標系におけるセンサの相対的な位置および向きが決定されるか、または知られ得る。さらなるフェーズ３００は、ＭＲＩ測定シーケンスおよび較正が実行される再構成方法を決定することを含み得る。さらに、フェーズ３００は、視野内に、例えば、水溶液からなる均質または均質に近いイメージングファントムを設定することを含み得る。さらなるフェーズ３００は、ファントムについて決定された測定シーケンスを実行すること、および各センサを並列に使用してＭＲＩ信号を記録することを含み得る。さらなるフェーズ３００は、ＭＲＩ測定シーケンスを実行し、各センサについて個別にファントムの画像を再構成することを含み得る。さらなるフェーズ３００は、センサ座標系と画像座標系との間のマッピングのための初期パラメータを決定し、センサとＭＲＩボクセルの相対位置を決定するためにフェーズ３０２から３１４で較正アルゴリズムを実行することを含み得る。

【0066】

較正アルゴリズムは、以下の入力情報を備え得る。ａ）センサ座標系におけるセンサの形状、位置および方向、ｂ）センサ座標系における感度プロファイルのモデル、ｃ）各センサの較正ファントムのＭＲＩデータ、例えば、ＭＲＩ画像。各ＭＲＩ画像は、ボクセル位置でサンプリングされた対応する感度プロファイルを表示する。

【0067】

較正アルゴリズムのフェーズは、フェーズ２０４に従って、ＬＦ－ＭＲＩデータまたはＵＬＦ－ＭＲＩデータとセンサの感度プロファイルの類似性を測定するための目的関数に基づいて、決定された感度プロファイルとのデータのセンサに関する一致を決定するフェーズ３０２を含み得る。一例では、ＬＦ－ＭＲＩデータまたはＵＬＦ－ＭＲＩデータは、対応するデータに基づいて再構成されたＬＦ－ＭＲＩ画像またはＵＬＦ－ＭＲＩ画像を備え得る。ボクセル位置がセンサ座標系におけるそれらの真の位置と一致するとき、目的関数は、目的関数のターゲット値、例えば、最小値または最大値に到達し得る。図３のフェーズ３０４から３１６は、図２のフェーズ２０６を実施する例を示している。フェーズ３０４は、マッピングパラメータの開始値を決定することを含む。フェーズ３０６は、目的関数の値が目的関数のターゲット値、例えば、最小または最大に到達したかどうかを決定することを含み、そうでない場合は、座標系を較正するためのマッピングパラメータを決定するためのフェーズ３０８に続く。フェーズ３０６では、目的関数の値は、現在のマッピングを使用して取得され得るか、またはフェーズ３０４において最初に決定されたものであり得る。目的関数の値がターゲット値、例えば、目的関数の最小値または最大値に達した場合、ＬＦ－ＭＲＩまたはＵＬＦ－ＭＲＩ画像フレームとセンサフレームとの間のマッピングが決定され、ＭＲＩ画像座標系およびセンサ座標系が較正され、方法はフェーズ３１６で終了すると決定され得る。

【0068】

フェーズ３０８は、現在のパラメータに対応するマッピングを用いて、ボクセル位置をセンサ座標系にマッピングすることを含む。

【0069】

フェーズ３１０は、目的関数を評価することによって、マッピングされたボクセル位置でサンプリングされた画像および感度プロファイルモデルの類似性を測定することを含む。

【0070】

フェーズ３１２は、例えば、非線形オプティマイザを使用して、目的関数に対してより大きな（またはより小さな）値を与える新しいマッピングパラメータを決定することを含む。フェーズ３１２の後、方法は、フェーズ３０６に進み、そこで、目的関数は、現在のマッピングパラメータとしてフェーズ３１２で決定された新しいパラメータを使用して評価され得る。

【0071】

図４は、画像フレームからセンサフレームへのマッピングを示している。マッピングは、マッピングの一例である。例えば、図２のフェーズ２０６のマッピングである。画像フレーム４０２のボクセル４０８は、ＭＲＩシステムによって実行されるＭＲＩ測定によって決定され得る。ボクセル４０８は、画像フレーム４０２内の空間情報を符号化し得る。画像フレームとセンサフレーム４０４との間のマッピング４０６は、画像フレームのボクセルがセンサフレームおよびセンサフレームのボクセル４１０にマッピングされ得ることを提供する。センサフレーム４０４は、センサ４１２の形状、位置、および向きに基づいて定義され得る。センサと画像フレーム４０２との間のマッピングは、較正後にＭＲＩシステムによって取得された画像データ、例えば、ＭＲＩデータセットまたはＭＥＧデータセットを局所化するために使用され得る。

【0072】

図５は、較正エラーを決定および修正するための方法を示している。この方法は、図１で説明されているＭＲＩシステムによって実行され得る。この方法は、決定された較正エラーが修正され得ることを提供する。

【0073】

フェーズ５０２は、画像フレームおよびセンサフレームの少なくとも２つの較正値を決定することを含む。較正値は、さまざまな時点で決定され得る。較正値は、図２および図３の少なくとも１つに従って方法を実行することによって取得され得る。一例では、この方法は、図２のフェーズ２０６の後、または図３のフェーズ３１６で実行され得、ここで、画像フレームとセンサフレームとの間のマッピングが較正値を提供する。

【0074】

フェーズ５０４は、決定された較正値が異なるかどうかを決定することを含む。較正値間の差は、各較正値の目的関数の値を決定することに基づいて決定され得る。較正値が異なる場合、方法は、フェーズ５０６に進み得る。較正値に違いがない場合、方法は、フェーズ５１６で終了し得る。

【0075】

フェーズ５０６は、マッピングされたボクセル位置で評価された感度プロファイルが少なくとも正確に近いと仮定して、単一センサ画像をボクセルごとに１つの均一感度画像に結合することを含む。

【0076】

単一センサ画像は、センサの感度プロファイルおよびボクセル位置での磁化に基づいて決定され得る。

【0077】

均一感度画像は、センサの感度プロファイルβ_ｊ（ｒ）および式（１２）で説明されている感度ベクトルｓに基づいて決定され得る。次に、均一な均一感度画像Ｍ_ｎ（ｐ_１）は、次の式で表され得る。

【0078】

【数2】

式（２）
ここで、Ｍ_ｎは、均一感度画像のボクセル値であり、ｐ_１は、現在の較正パラメータであり、ｓ_ｎ（ｐ_１）は、感度ベクトルであり、ｕ_ｎは、単一センサ画像のボクセル値を含むボクセルベクトルである。

【0079】

フェーズ５０８は、感度プロファイルの適合を含む。各感度プロファイルは、感度プロファイルを適合させるために不均一性で乗算され得る。このようにして、較正エラーは、修正され得る。推定された一般的な不均一性をプロファイルに追加して、例えば、フェーズ３０６～３１２において較正で使用される均一な画像の大きさの仮定に準拠し得る。

【0080】

フェーズ５１０は、フェーズ３０６に従って、目的関数の値がターゲット値、例えば、目的関数の最小値または最大値に到達したかどうかを決定することを含み得る。ターゲット値、例えば、最小値または最大値に達した場合、方法は、フェーズ５１６で終了し得る。そうでなければ、方法は、例えば、図３のフェーズ３０８～３１２を実行することによって、１つまたは複数のさらなる較正値が決定されるフェーズ５０２に進み得る。

【0081】

少なくともいくつかの実施形態によるＭＲＩシステムによって実行される処理の例が、イメージングシーケンスを実行することによってＭＲＩシステムのセンサによって取得される信号の信号モデルに基づいて説明される。ターゲットボリューム内の時間変化する核磁化

【数3】

の場合、センサのアレイのピックアップコイル（これからはｊでインデックス付けされる）を通過した結果得られる磁束は、次の式ようにモデル化され得る。

【0082】

【数4】

式（３）

【0083】

ここで、ＬＰＦは、ローパスフィルタリングを表し、

【数5】

は、複素感度プロファイルであり、

【数6】

は、磁化の初期位相である。ここで、

【数7】

は、空間符号化の勾配による位相である。

【0084】

ＭＲＩシステムは、取得時間ｔｍで発生位相

【数8】

に対応するデータ点の有限セットΨ_ｊ，ｍから画像再構成を実行し得、ここで、インデックスｍは、画像化シーケンス中のすべての取得をカバーする。画像は、画像ボクセルに割り当てられた数値として再構成され得、３次元ボクセル配列内のその位置は、トリプルインデックスｑ_ｎ∈Ｚ^３で識別され得る。さらに、ボクセル位置間の任意の点は、異なるｑ_ｎ間の値をとる座標ベクトルｑ∈Ｒ^３で表され得る。一方、空間内の位置

【数9】

は、センサアレイの形状を表すために使用されるアレイフレーム座標を使用して決定され得る。位置ベクトル

【数10】

がアレイ座標系と同じ原点を有していると仮定すると、これらの座標は、

【数11】

の配列座標軸

【数12】

への投影である。

【0085】

直接直交フーリエイメージングを想定すると、位相φ_ｅｎｃは、

【数13】

の均一な勾配を使用して取得全体で符号化されるため、逆離散フーリエ変換（ＩＤＦＴ）を使用して画像を再構成し得る。次に、符号化された位相は、

【数14】

として記述され得る。ここで、ｑ＝ｆ^－１（ｒ）およびｋ_ｍは、３次元離散フーリエ変換（ＤＦＴ）の正規化された空間周波数に対応する。

【0086】

上で定義された座標表現に表記を変更すると、式３で得られたデータポイントは、次の式で与えられる。

【0087】

【数15】

式（４）

【0088】

ここで、変数は変更されており、ｆ（ｑ）のヤコビアンはＪ（ｑ）で表される。ここで、Ψ_ｊ，ｍは、感度加重画像のフーリエ変換からサンプリングされた値に対応する。

【0089】

【数16】

式（５）

【0090】

ＩＤＦＴを使用して式（４）のデータを再構築すると、ｑ_ｎを中心とするｎでインデックス付けされたボクセルの値が得られる。

【0091】

【数17】

式（６）
ここで、ＳＲＦは、空間応答関数である。

【0092】

【数18】

式（７）
合計は、ツリー次元ＤＦＴのすべての空間周波数に亘って行われる。ＳＲＦは、ディリクレカーネルとしても知られる周期的なｓｉｎｃ関数であり得る。

【0093】

次に、画像データと式（５）および式（６）の信号モデルとの整合性に基づいて、較正の例を説明する。

【0094】

較正タスクは、Ｕ_ｊ，ｎの信号方程式が成り立つようにマッピングｆを決定することである。このために、理想的に均一な磁化強度

【数19】

を有するファントムの画像がＭＲＩシステムによって取得される。しかしながら、予備分極電界強度Ｂ_ｐが均一でない可能性があるため、この理想的な状況は、実際には達成され得ない。式（５）を近似するために、ＳＲＦは、ｋ空間データに窓関数を適用することによって変更される。ハン窓Π_Ｈａｎｎ（ｋ_ｍ）を使用すると、変更されたＳＲＦは、次の式ようになる。

【0095】

【数20】

式（８）

【0096】

ハン窓処理の後、ＳＲＦのサイドローブは減衰するが、メインローブは、最小限にしか広がらない。ハン窓処理は、位相φ_０（ｆ（ｑ））およびヤコビアンＪ（ｑ）が、現在有効なボクセルボリュームであるＳＲＦのメインローブ内で均一であると近似され得ることも提供する。メインローブがファントムに完全に含まれているボクセル（内部ボクセル）のみを考慮すると、

【数21】

もこれらの各ボクセル内で均一に近似され得る。これにより、内部ボクセルの次の式の近似が可能になる。

【0097】

【数22】

式（９）
ここで、φ_０，ｎ＝－φ_０（ｆ（ｑ_ｎ））は、初期ボクセルフェーズである。式（９）は、感度β_ｊをＳＲＦと畳み込み、Ｕ_ｊ，ｎを正確にモデル化することを示している。畳み込みは単純にβ_ｊ（ｆ（ｑ_ｎ））として評価され得、ボクセル値の近似は、次の式ようになる。

【0098】

【数23】

式（１０）

【0099】

結論として、内部ボクセル値Ｕ_ｊ，ｎは、係数

【数24】

と測定ノイズを除いて、プロファイルβ^＊ _ｊ（ｆ（ｑ_ｎ））に対応する。マッピングｆが非線形でない限り、ヤコビアンは、均一である。内部ボクセルのみを使用する場合、ファントムの形状は、較正に使用されるボクセル信号モデルでは役割を果たさない。信号モデルの一貫性を保証するマッピングを検索するために、ｆは、特定のパラメータセットｐ∈Ｒ^Ｎｐでパラメータ化され得る。次に、マッピングは、最適化タスクによって決定され得る。この目的のために、Ｎ_ｖボクセルのサブセットは、ファントム内で選択され得、それらのインデックスは、ｖ_１， ． ． ． ，ｖ_Ｎｖで表され得る。ボクセルごとに、ボクセルベクトル

【数25】

が形成される。ここで、［ｕ_ｍ］_ｊ＝Ｕ_ｊ，ｖｍおよびＮ_ｃは、ピックアップコイルの数である。言い換えると、各ベクトルｕ_ｍは、Ｎ_ｃ単一チャネル画像のｖ^ｔｈ _ｍボクセルの値からなる。ベクトルｕ_ｍを連結することにより、ＭＲＩデータの選択は、

【数26】

の単一のベクトルとして表され得る。

【0100】

【数27】

式（１１）

【0101】

ベクトルｕと同様に、感度ベクトルは次の式ように表現され得る。

【0102】

【数28】

式（１２）
ここで、ｍ番目のサブベクトルのｊ番目の要素は、

【数29】

である。

【0103】

感度ベクトルｓの空間情報とイメージされたデータｕとの整合性は、以下の式に従って最適化することによって決定され得る。

【0104】

【数30】

式（１３）
ここで、ｇは、目的関数であり、

【数31】

とボクセル位相φ_０，ｎの両方に影響されず、できればｕのノイズによって偏らないような最適なものを選び、ｐは、パラメータの座標ベクトルである。目的関数は、様々な方法で選択され得る。しかしながら、未知の要因が空間較正の時点でボクセル位相に影響を与え得るという事実を考慮しながら、感度プロファイルの位相で空間情報を利用することが重要である。式（３）に目的関数の例を示す。

【0105】

一実施形態は、少なくとも１つのプロセッサによって実行されると、イメージされたターゲットボリュームの周りの位置に配置されたセンサを備える磁気共鳴イメージングシステムに、本明細書に記載された１つまたは複数の動作および／または方法を実行させるコンピュータ可読命令のセットをその上に格納した非一時的コンピュータ可読媒体に関する。

【0106】

一実施形態は、本明細書に記載の方法に従って１つまたは複数の動作を引き起こすように構成されたコンピュータプログラムに関する。コンピュータまたはＭＲＩシステムの対応する制御ユニットによって実行される場合、方法に従った１つまたは複数の動作を実行し得る。

【0107】

開示される本発明の実施形態は、本明細書に開示される特定の構造、プロセスステップ、または材料に限定されず、関連技術に当業者によって認識されるであろうそれらの均等物に拡張されることが理解されるべきである。本明細書で使用される用語は、特定の実施形態を説明する目的でのみ使用され、限定することを意図するものではないことも理解されたい。

【0108】

本明細書全体を通して「一実施形態」または「実施形態」への言及は、実施形態に関連して説明される特定の特徴、構造、または特性が、本発明の少なくとも１つの実施形態に含まれることを意味する。したがって、本明細書全体の様々な場所での「一実施形態では」または「実施形態では」という句の出現は、必ずしもすべてが同じ実施形態を指すとは限らない。

【0109】

本明細書で使用される場合、複数のアイテム、構造要素、構成要素、および／または材料が、便宜上、共通のリストに提示され得る。しかしながら、これらのリストは、リストの各メンバが個別の一意のメンバとして個別に識別されているかのように解釈する必要がある。したがって、そのようなリストの個々のメンバは、反対の指示なしに、共通のグループでの提示のみに基づいて、同じリストの他のメンバと事実上同等であると解釈されるべきではない。さらに、本発明の様々な実施形態および例は、その様々な構成要素の代替物と共に本明細書で参照され得る。そのような実施形態、例、および代替案は、互いに事実上同等であると解釈されるべきではなく、本発明の別個の自律的な表現と見なされるべきであることが理解される。

【0110】

さらに、記載された特徴、構造、または特性は、１つまたは複数の実施形態において任意の適切な方法で組み合わせられ得る。以下の説明では、本発明の実施形態の完全な理解を提供するために、長さ、幅、形状などの例など、多数の特定の詳細が提供される。しかしながら、関連技術の当業者は、本発明が、１つまたは複数の特定の詳細なしで、または他の方法、構成要素、材料などを用いて実施できることを認識するであろう。他の例では、本発明の態様を曖昧にすることを避けるために、周知の構造、材料、または操作は、詳細に示されていないか、または説明されていない。

【0111】

上述の実施例は、１つまたは複数の特定の用途における本発明の原理を例示したものであるが、当業者であれば、発明的能力を発揮することなく、また本発明の原理および概念から逸脱することなく、形態、使用方法および実施の詳細において多数の変更を行うことができることは明らかであろう。したがって、以下に記載される請求の範囲による場合を除いて、本発明が限定されることを意図するものではない。

【0112】

この文書では、「備える」および「含める」という動詞は、引用されていない特徴の存在を除外または要求しないオープンな限定として使用されている。従属請求項に記載されている特徴は、特に明記しない限り、相互に自由に組み合わせることができる。さらに、本文書全体での「ａ」または「ａｎ」、すなわち、単数形の使用は、複数を除外しないことを理解されたい。

【0113】

産業上の利用可能性

【0114】

本明細書に記載の少なくともいくつかの実施形態は、ＭＲＩイメージングシステムの較正に適用可能である。

【0115】

頭字語リスト
ＢＦＧＳ Ｂｒｏｙｄｅｎ－Ｆｌｅｔｃｈｅｒ－Ｇｏｌｄｆａｒｂ－Ｓｈａｎｎｏ
ＤＦＴ 離散フーリエ変換
ＩＤＦＴ 逆離散フーリエ変換
ＩＴＵ 国際電気通信連合
ＬＦ－ＭＲＩ 低磁場磁気共鳴イメージング
ＬＰＦ ローパスフィルタリング
ＭＥＧ 脳磁図
ＭＲ 磁気共鳴
ＭＲＩ 磁気共鳴イメージング
ＳＲＦ 空間応答関数
ＳＱＵＩＤ 超伝導量子干渉デバイス
ＵＬＦ－ＭＲＩ 超低磁場磁気共鳴イメージング

【符号の説明】

【0116】

１ ターゲットボリューム
２ センサ
３ 分極コイル
４ ＭＲＩコイル
５ ＭＲＩ電子機器
６ コンピュータ
７ データ取得コンポーネント
１０ ＭＲＩシステム
２０２から２０６ 図２の方法のフェーズ
３００から３１６ 図３の方法のフェーズ
４０２ 画像フレーム
４０４ センサフレーム
４０６ マッピング
４０８ 画像フレームのボクセル
４１０ センサフレームのボクセル
４１２ センサ
５０２から５１６ 図５のフェーズ

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【国際調査報告】