JP2005021691A

JP2005021691A - 位相エンコード配置のためのシステム及び方法

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Publication number: JP2005021691A
Application number: JP2004194083A
Authority: JP
Inventors: David Henry Gurr; デビッド・ヘンリー・ガー; Jean H Brittain; ジーン・ヘレン・ブリテン; Graham Arnold Wright; グラハム・アーノルド・ライト
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2003-07-02
Filing date: 2004-06-30
Publication date: 2005-01-27
Also published as: US8326399B2; NL1026544C2; NL1026544A1; US20100256478A1; US20050004448A1; US7603156B2

Abstract

【課題】磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）向けの極形式位相エンコードのためのシステム及び方法を提供する。
【解決手段】医学検査のための方法を記述している。本方法は、対象を表すデータ組を形成している複数の信号を発生させるような極形式位相エンコードであって、該データ組によってｋ空間内に極座標（７８）形式のグリッド（７６）を形成しているような極形式位相エンコードの工程を含んでいる。別の態様では、患者の血管系内に流入させる造影剤を患者に注入する工程と、血管系内のスピンが発生するＭＲ信号をＭＲイメージング・システムから収集する工程と、患者を表すデータ組を形成しているＭＲ信号を生成させるための極形式位相エンコードであって、該データ組によってｋ空間内に極座標形式のグリッドが形成されるような極形式位相エンコードの工程とを含んでいる。
【選択図】図１

Description

本発明は、全般的には医用イメージング・システムに関し、またさらに詳細には、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）向けの極形式位相エンコード（ｐｏｌａｒｐｈａｓｅｅｎｃｏｄｉｎｇ）のためのシステム及び方法に関する。

人体組織などの物質を均一な磁場（偏向用磁場Ｂ₀）にかけると、組織中のスピンの個々の磁気モーメントはこの偏向用磁場と整列しようとして、この周りをラーモアの特性周波数で無秩序に歳差運動することになる。この物質（または、組織）に、ｘ−ｙ平面内にありラーモア周波数に近い周波数をもつ磁場（励起磁場Ｂ₁）がかけられると、正味の整列モーメントＭ_zは、ｘ−ｙ平面内に来るように回転させられ（すなわち、「傾けられ（ｄｉｐｐｅｄ）」）、正味の横方向磁気モーメントＭ_tが生成される。励起信号Ｂ₁を停止させた後、励起したスピンにより信号が放出され、この信号を受信し処理して画像を形成することができる。

これらの信号を用いて画像を作成する際には、磁場傾斜（Ｇ_x、Ｇ_y及びＧ_z）が利用される。典型的には、撮像しようとする領域は、使用する具体的な位置特定方法に従ってこれらの傾斜を変更させている一連の計測サイクルによりスキャンを受ける。結果として得られる受信した核磁気共鳴（ＮＭＲ）信号の組は、ディジタル化され処理され、よく知られている多くの再構成技法のうちの１つを用いて画像が再構成される。

よく知られたフーリエ変換（ＦＴ）イメージング技法の一変形形態はしばしば、「スピン・ワープ法（ｓｐｉｎ−ｗａｒｐ）」と呼ばれている。スピン・ワープ技法は、Ｗ．Ａ．Ｅｄｅｌｓｔｅｉｎらによる「Ｓｐｉｎ−ＷａｒｐＮＭＲＩｍａｇｉｎｇａｎｄＡｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓｔｏＨｕｍａｎＷｈｏｌｅ−ＢｏｄｙＩｍａｇｉｎｇ」と題する記事（ＰｈｙｓｉｃｓｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅａｎｄＢｉｏｌｏｇｙ、Ｖｏｌ．２５、７５１〜７５６頁（１９８０））で検討されている。これでは、ＮＭＲスピンエコー信号を収集する前に可変振幅の位相エンコード磁場傾斜パルスを利用し、この傾斜の方向に空間情報を位相エンコードしている。２次元の実現形態（２ＤＦＴ）では、例えば、ある方向に位相エンコード傾斜（Ｇ_x）を印加することによって当該方向で空間情報をエンコードし、次いで位相エンコード方向と直角の方向に読み出し磁場傾斜（Ｇ_z）を存在させた状態でスピンエコー信号を収集している。スピンエコー収集の間に存在させるこの読み出し傾斜によって、空間情報がこの直角方向でエンコードされる。典型的な２ＤＦＴパルスシーケンスでは、全体画像をそこから再構成できるような一組のＮＭＲデータを作成するためにスキャンの間に収集する一続きのビューにおいて、位相エンコード傾斜パルスＧ_xの大きさを増分（ΔＧ_x）させている。

スピン・ワープ法の３次元の実現形態では、スピンエコー信号の位相エンコードを直交する２つの軸に沿って実行している。「Ｍｅｔｈｏｄｏｆ３−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌＮＭＲＩｍａｇｉｎｇＵｓｉｎｇＳｅｌｅｃｔｉｖｅＥｘｃｉｔａｔｉｏｎ」と題する米国特許第４，４３１，９６８号に記載されているように、選択性のＲＦ励起パルスの存在下でスラブ選択傾斜（Ｇ_y）を印加することによってスピンの厚層のスラブを励起させ、次いで、この同じ軸に沿った第１の位相エンコード傾斜（Ｇ_y）及び第２の位相エンコード傾斜（Ｇ_x）を印加した後に、読み出し傾斜（Ｇ_z）の存在下でＮＭＲ信号を収集している。Ｇ_x位相エンコード傾斜の各値に関して、ｋ空間の３次元領域をサンプリングするようにその値のすべてを通過させてＧ_y位相エンコードをステップ移動させている。スラブを選択的に励起することによって、制御下の３次元ボリュームからＮＭＲ信号が収集される。
Ｗ．Ａ．Ｅｄｅｌｓｔｅｉｎら、「Ｓｐｉｎ−ＷａｒｐＮＭＲＩｍａｇｉｎｇａｎｄＡｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓｔｏＨｕｍａｎＷｈｏｌｅ−ＢｏｄｙＩｍａｇｉｎｇ」（ＰｈｙｓｉｃｓｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅａｎｄＢｉｏｌｏｇｙ、Ｖｏｌ．２５、７５１〜７５６頁（１９８０））米国特許第４，４３１，９６８号

一態様では、医学検査のための方法を記載する。本方法は、対象を表すデータ組を形成している複数の信号を生成するための極形式位相エンコードであって、該データ組によってｋ空間内に極座標形式のグリッドが形成されるような極形式位相エンコードの工程を含んでいる。

別の態様では、医学検査のための磁気共鳴（ＭＲ）方法を記載する。本ＭＲ方法は、患者の血管系内に流入させる造影剤を患者に注入する工程と、血管系内のスピンが発生するＭＲ信号をＭＲイメージング・システムから収集する工程と、患者を表すデータ組を形成しているＭＲ信号を生成させるための極形式位相エンコードであって、該データ組によってｋ空間内に極座標形式のグリッドが形成されるような極形式位相エンコードの工程と、を含んでいる。

さらに別の態様では、医学検査のための方法を記載する。本方法は、医学検査を受けている関心対象物を表す信号を生成させるようにｋ空間内で極座標のグリッド上にデータ組をサンプリングする工程を含んでいる。

さらに別の態様では、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムを記載する。本ＭＲＩシステムは、均一な磁場を発生させるための主マグネットと、この磁場を励起するための無線周波数パルス発生器と、この磁場内で異なる方向に延びている傾斜を発生させるための傾斜磁場発生器と、対象を表す磁気共鳴（ＭＲ）磁場信号を受け取っている受信器と、対象を表すデータ組を形成しているＭＲ信号を生成させるために極形式位相エンコードを行うための制御装置であって、該データ組によってｋ空間内に極座標形式のグリッドが形成されるような制御装置と、を含んでいる。

別の態様では、制御装置を記載する。本制御装置は、対象を表すデータ組を形成している複数のＭＲ信号を発生させるための極形式位相エンコードであって、該データ組によってｋ空間内に極座標形式のグリッドが形成されるような極形式位相エンコードを行うようにプログラムされている。

図１は、極形式位相エンコード配置のための本明細書に記載したシステム及び方法をその内部に実現させている磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムの実施の一形態のブロック図である。このシステムの動作は、キーボード／制御パネル１０２及びディスプレイ１０４を含むオペレータ・コンソール１００から制御を受けている。コンソール１００は、オペレータが画像の作成及び画面１０４上への画像表示を制御できるようにする独立のコンピュータ・システム１０７と、リンク１１６を介して連絡している。コンピュータ・システム１０７は、バックプレーンを介して互いに連絡している多くのモジュールを含んでいる。これらのモジュールには、画像処理装置モジュール１０６、中央処理ユニット（ＣＰＵ）モジュール１０８、並びに当技術分野でフレーム・バッファとして知られている画像データ・アレイを記憶するためのメモリ・モジュール１１３が含まれる。コンピュータ・システム１０７は、画像データ及びプログラムを記憶するためにディスク記憶装置１１１及びテープ駆動装置１１２とリンクしており、さらに高速シリアル・リンク１１５を介して独立のシステム制御部１２２と連絡している。

システム制御部１２２は、バックプレーン１１８により互いに接続させたモジュールの組を含んでいる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール１１９や、シリアル・リンク１２５を介してオペレータ・コンソール１００に接続させたパルス発生器モジュール１２１が含まれる。システム制御部１２２は、実行すべきスキャンシーケンスを指示するオペレータからのコマンドをリンク１２５を介して受け取っている。パルス発生器モジュール１２１は、所望のスキャンシーケンスを実行させるように各システム・コンポーネントを動作させている。これによって、発生させようとする無線周波数（ＲＦ）パルスのタイミング、強度及び形状、並びにデータ収集ウィンドウのタイミング及び長さを指示するデータを発生させている。パルス発生器モジュール１２１は、スキャン中に発生させようとする傾斜パルスのタイミング及び形状を指示するために一組の傾斜増幅器１２７と接続させている。パルス発生器モジュール１２１はさらに、生理学的収集制御器１２９から患者データを受け取っており、この生理学的収集制御器１２９は、電極からの心電図（ＥＣＧ）信号やベローズからの呼吸信号など患者１３５に接続した異なる多数のセンサからの信号を受け取っている。また最終的には、パルス発生器モジュール１２１は、患者１３５やマグネット・アセンブリ１４１の状態に関連付けした様々なセンサからの信号を受け取っているスキャン室インタフェース回路１３３と接続させている。このスキャン室インタフェース回路１３３を介して、患者位置決めシステム１３４はスキャンのために患者１３５を所望の位置に移動させるコマンドを受け取っている。患者１３５の代わりにファントームなどの物体を使用することもできることに留意されたい。

パルス発生器モジュール１２１が発生させる傾斜波形は、Ｇ_x、Ｇ_y及びＧ_z増幅器から構成される傾斜増幅器システム１２７に加えられる。各傾斜増幅器は、全体を１３９で表したアセンブリ内の対応する傾斜コイルを励起し、収集する信号の位置エンコードのために使用される磁場傾斜を発生させている。傾斜コイル・アセンブリ１３９は、偏向用マグネット１４０及び全身用ＲＦコイル１５２を含むマグネット・アセンブリ１４１の一部を形成している。システム制御部１２２内にある送受信器モジュール１５０は、ＲＦ増幅器１５１によって増幅されかつ送信／受信スイッチ１５４によってＲＦコイル１５２に結合されるパルスを発生させている。患者１３５内の励起した原子核が放射して得られた信号は、ＲＦコイル１５２によって検知すると共に、送信／受信スイッチ１５４を介して前置増幅器１５３に結合させることができる。増幅したＮＭＲ信号は、送受信器１５０の受信器セクション内で復調し、フィルタ処理しかつディジタル化している。送信／受信スイッチ１５４は、送信モードではＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続させ、また受信モードでは前置増幅器１５３とコイル１５２を電気的に接続させるように、パルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御を受けている。送信／受信スイッチ１５４はさらに、送信と受信のいずれのモードにおいても、別のＲＦコイル（例えば、頭部専用コイルや表面コイル）の使用を可能にしている。

ＲＦコイル１５２により取り込んだＮＭＲ信号は、送受信器モジュール１５０によってディジタル化し、システム制御部１２２内のメモリ・モジュール１６０に転送される。スキャンが完了しアレイ状データの全体がメモリ・モジュール１６０内に収集された時点で、アレイ・プロセッサ１６１はこのデータを画像データのアレイにするフーリエ変換を行うように動作する。この画像データはシリアルリンク１１５を介してコンピュータ・システム１０７に送られて、ディスク記憶装置１１１内に格納される。この画像データは、オペレータ・コンソール１００から受け取ったコマンドに応じて、テープ駆動装置１１２上にアーカイブしたり、あるいは画像処理装置１０６によってさらに処理してオペレータ・コンソール１００に送りディスプレイ１０４上に提示させたりすることができる。

具体的に図１及び２を参照すると、送受信器１５０は、コイル１５２Ａの位置に電力増幅器１５１を通じてＲＦ励起磁場Ｂ₁を発生させ、かつ結果として得られるコイル１５２Ｂに誘導された信号を受信している。上で指摘したように、コイル１５２Ａ及びＢは図２に示すように別々とすることや、あるいは図１に示すようにこれらを単一の全身コイルとすることができる。ＲＦ励起磁場の基本周波数、すなわちキャリア周波数は、ＣＰＵモジュール１１９及びパルス発生器モジュール１２１から一組のディジタル信号を受け取っている周波数合成器２００の制御下で生成されている。これらのディジタル信号は、出力２０１の位置に発生させるＲＦキャリア信号の周波数及び位相を指示している。指令されたＲＦキャリアは、変調器及び逓昇変換器２０２に加えられ、ここでその振幅が、同じくパルス発生器モジュール１２１から受け取った信号Ｒ（ｔ）に応答して変調される。この信号Ｒ（ｔ）は、発生させようとするＲＦ励起パルスの包絡線を規定しており、格納された一連のディジタル値を順次読み出すことによってモジュール１２１内で生成されている。一方、これら格納されたディジタル値は、所望の任意のＲＦパルス包絡線の生成が可能となるようにオペレータ・コンソール１００から変更することができる。

出力２０５の位置に発生させるＲＦ励起パルスの振幅は、バックプレーン１１８からディジタル・コマンドを受け取っている励起器減衰器回路２０６によって減衰させている。減衰させたＲＦ励起パルスはＲＦコイル１５２Ａを駆動している電力増幅器１５１に加えられている。

患者１３５が発生させた信号は受信コイル１５２Ｂによって取り込まれ、前置増幅器１５３を介して受信器減衰器２０７の入力に加えられる。受信器減衰器２０７はさらに、バックプレーン１１８から受信したディジタル減衰信号によって決定される量だけこの信号を増幅している。

受信した信号はラーモア周波数にあるかラーモア周波数の近傍にあり、またこの高周波数信号は逓降変換器２０８によって、先ずＮＭＲ信号をライン２０１上のキャリア信号と混合し、次いで得られた差分信号をライン２０４上の２．５ＭＨｚの基準信号と混合するという２段階処理で逓降変換させている。逓降変換したＮＭＲ信号はライン２１２を介してアナログ対ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器２０９の入力に加えられており、アナログ対ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器２０９はそのアナログ信号をサンプリングしてディジタル化し、これをディジタル検出器及び信号処理装置２１０に加えており、これらによって受信した信号に対応した１６ビットの同相（Ｉ）値と１６ビットの直交（Ｑ）値を生成させている。受信した信号のディジタル化したＩ値及びＱ値からなる得られたストリームは、バックプレーン１１８を介してメモリモジュール１６０に出力され、ここでこれらを用いて画像が再構成される。

２．５ＭＨｚ基準信号だけでななく、２５０ｋＨｚのサンプリング信号や５、１０及び６０ＭＨｚの基準信号も、基準周波数発生器２０３によって共通の２０ＭＨｚマスタ・クロック信号から生成させている。

この極形式位相エンコード配置のためのシステム及び方法は多くの異なるパルスシーケンスと一緒に使用することができるが、本発明の実施の一形態は図３に示した３次元（３Ｄ）グラジエントリコールドエコー・パルスシーケンスを利用している。

具体的に図３を参照すると、ＲＦ励起パルス２２０は、３Ｄボリューム内に横方向磁化を発生させるように生成されている。ＲＦ励起パルス２２０の後には、ｘ軸方向に導かれる位相エンコード傾斜パルス２２４とｙ軸方向に導かれる位相エンコード傾斜パルス２２６とが続いている。さらにｚ軸方向に導かれる読み出しパルス２２８が続き、さらに上述のようにしてエコーＮＭＲ信号２３０が収集されかつディジタル化される。本明細書で使用する場合、エコーとは、部分エコーとフルエコーのいずれか一方を意味している。収集の後で、パルスシーケンスを反復する前にリワインド用傾斜パルス２３２及び２３４によってその磁化をリフェーズ（ｒｅｐｈａｓｅ）している。

３Ｄのｋ空間がサンプリングされるように、このパルスシーケンスを反復しかつ位相エンコード・パルス２２４及び２２６を一連の値の全体にわたってステップ移動させている。実施の一形態では、ある投影角度において２５６回の位相エンコードを収集すること、別の投影角度において２５６回の位相エンコードを収集すること、並びに１２８箇所の投影角度に関してこの収集を反復することによって、２５６×１２８の位相エンコードが利用されている。このｋ空間サンプリングを実行する順序は極形式位相エンコード配置のためのシステム及び方法に関する重要な観点の１つであり、このことは以下の検討から明らかとなろう。

極形式位相エンコード配置のためのシステム及び方法の実施の一形態の観点の１つは、極座標のグリッド上にデータ組をサンプリングすることにある。極形式位相エンコード配置のためのシステム及び方法の実施の一形態の別の観点は、図３のパルスシーケンスを用いてｋ空間がサンプリングされる位置にある。ｋ空間のサンプリングは、ｘ及びｙ方向の位相エンコード・パルス２２４及び２２６の振幅のそれぞれを一連の値の全体にわたってステップ移動させることによって実行しており、またこれを実施する順序によってスキャン中にｋ空間をどのようにサンプリングするかが決定される。

図４及び５は、ｋ_x軸、ｋ_y軸及びｋ_z軸を有するようなｋ空間内における極形式位相エンコード配置のための方法の実施の一形態を表している。本方法はコンピュータ１２によって実行される。ｘ及びｙ方向での位相エンコードとｚ方向での周波数エンコードとによって、データ６４、６６、６８、７０及び７２を有するデータ組が収集される。例えば、患者１３５の脚部内の原子核のスピンが発生した情報は、右／左（ｒ／ｌ）方向及び前／後（ａ／ｐ）方向での位相エンコードと、サジタル／逆サジタル（Ｓ／Ｉ）方向での周波数エンコードと、によって収集される。本明細書に記載したすべての実施形態について、データ組はｚ方向で周波数エンコードされている。したがって、図４〜１２は、３Ｄ法のｋ空間エンコード及びサンプリングに関する１つの２次元（２Ｄ）断面だけを表示したものである。本方法は、検査を受けるように配置させた患者１３５を表すＭＲ信号を生成させるために、ｋ空間内における極座標７８のグリッド７６上への位相エンコードの工程を含んでいる。

極形式位相エンコードを受けたデータ組内の各データは、
ａ、ｂ、ｃ及びｄが実数であり、
ｍ、ｎ及びｉが整数であり、
ｋ_x、ｋ_y及びｋ_zがｋ空間に関する単位基準ベクトルであり、
＜ａ，ｂ，ｃ＞が具体的な１つの極形式グリッドを決定しており、かつ
＜ｍ，ｄ，ｉ＞（ここで、ｍは位相エンコードの半径方向パラメータ、ｄは位相エンコードの回転パラメータ、またｉは周波数エンコードのパラメータ）がこのグリッド上の１つの点を決定している、
としてｋ空間内にある位置ｍ（ａｃｏｓ（２πｄ／ｎ）ｋ_x＋ｂｓｉｎ（２πｄ／ｎ）ｋ_y）＋ｉｃｋ_zからの１つのサンプルである。

グリッド７６は＜ａ，ｂ，ｃ，ｎ＞で表しており、グリッド上のデータは＜ｍ，ｄ，ｉ＞で表しており、またグリッドとこのグリッド上のデータは協働してｋ空間内の１つの点を指定している。別の実施形態では、本方法を用いてサンプリングを受けるデータ組内の各データは、（ｍ＋０．５）（ａｃｏｓ（２πｄ／ｎ）ｋ_x＋ｂｓｉｎ（２πｄ／ｎ）ｋ_y）＋（ｉ＋０．５）ｃｋ_zで表している。グリッド７６は形状が楕円形であるように表しているが、別のグリッド形状の例には円形のグリッドが含まれる。

実施の一形態では、本方法は、極形式グリッド＜ａ，ｂ，ｃ，ｎ＞を使用し、またｍとｄを一定に保ちかつｉを変化させることによってデータ組をｋ_z軸に沿ってｎ₁回周波数エンコードしている。ｎ₁の一例は２５６である。各ｎ₁回の周波数エンコードごとに、本方法は、ｄを一定に保ちかつｍを変化させることによる１回の半径方向の位相エンコードを含んでいる。本方法はｎ₂回にわたる半径方向での位相エンコードを含んでおり、また半径方向位相エンコードの各回ごとにｎ₁回にわたる周波数エンコードを実行している。ｎ₂の一例は２５６である。各ｎ₂回の半径方向位相エンコードごとに、本方法は、ｄを変化させることによる回転方向での１回の位相エンコードを含んでいる。本方法は、ｎ₃回にわたる回転方向での位相エンコードを含んでおり、また回転方向の位相エンコードの各回ごとに、ｎ₂回にわたる半径方向位相エンコードを実行している。ｎ₃の一例は１２８である。基本的に本方法は、周波数エンコードを半径方向の位相エンコードの内部に包含させこれを回転方向の位相エンコードの内部に包含させているような入れ子型ループを形成している。

別の実施形態では、本方法は、周波数エンコードを回転方向の位相エンコードの内部に包含させこれを半径方向の位相エンコードの内部に包含させているような入れ子型ループを形成することを含んでいる。図４及び５を使用して記載した方法並びに以下の図６〜１２を使用して記載する方法は純粋な極座標系の形で実現させていること、また図１３を用いて記載する方法は拡張極座標系の形で実現させていること、に留意されたい。したがって、一般に「極座標系」は、記述しているのが図４〜１２に表した方法であるのか、あるいは図１３に表した方法であるのかに応じて、純粋な極座標系と拡張極座標系のいずれかを意味している。

図６は、ｋ空間内の極形式位相エンコード配置のための方法の代替的実施形態を表している。本方法は、面８２上にデータ６４、６６、６８、７０、７２、８４、８６、８８及び９０を有するデータ組を作成するような極形式位相エンコードを含んでいる。データ組が極形式位相エンコードを受ける方向を矢印で表している。本方法はさらに、面８２上に位置するデータ組から２Ｄ画像を作成することを含んでいる。実施の一形態では、面８２上に位置するデータ組に対応する２Ｄ画像は、２Ｄ高速フーリエ変換（ＦＦＴ）などデータ組に対する２Ｄ逆フーリエ変換を実行することによって作成されている。この２Ｄ逆フーリエ変換は、デカルト座標のグリッド上へのデータ組のグリッド再配置と組み合わされている。

図７は、ｋ空間内の極形式位相エンコード配置のための方法のさらに別の代替的実施形態を表している。本方法は、面８２、９４、９６及び９８上への極形式位相エンコードを含んでいる。例えば、面８２はある投影角度位置における２５６回の位相エンコードから形成されており、面９４は別の投影角度位置における２５６回の位相エンコードから形成されている、等々であり、面９６及び９８が形成されるまで続く。データ組を面８２、９４、９６及び９８上に極形式位相エンコードする方向を各矢印で示している。本方法はさらに、面８２、９４、９６及び９８上に位置するデータ組から３Ｄ画像または一連の時系列の２Ｄ画像のいずれかを作成することを含んでいる。実施の一形態では、面８２、９４、９６及び９８上に位置するデータ組に対応する一連の時系列２Ｄ画像は、そのデータ組に対して２Ｄ逆フーリエ変換を実行することによって作成されている。例えば、面８２上に位置するデータ組に対応する第１の２Ｄ画像は、データ組に対して２Ｄ逆フーリエ変換を実行することによって作成されている。面９４上に位置するデータ組に対応する第２の２Ｄ画像は、データ組に対して２Ｄ逆フーリエ変換を実行することによって作成されている。この２Ｄ逆フーリエ変換が残りの面９６及び９８に関しても反復され、残りの２Ｄ画像が形成される。

３Ｄ画像は面８２、９４、９６及び９８上に位置するデータ組を含んだ３Ｄデータ組から再構成することができる。実施の一形態では、その３Ｄ画像は、グリッド再配置と組み合わせてｋ_z方向で逆フーリエ変換を実行すること、並びにｋ_x及びｋ_y方向で２Ｄ逆フーリエ変換を実行すること、によって再構成することができる。別の実施形態では、その３Ｄ画像は、ｋ_z方向で逆フーリエ変換を実行すること、並びにｋ_x及びｋ_y方向で逆投影を実行すること、によって再構成することができる。

データ組は、上述のような単純な位相エンコード、エコープラナー・イメージング（ＥＰＩ）及びスパイラル・イメージングを含め、患者１３５を表すＭＲ信号を生成するための様々な方法によって面８２、９４、９６及び９８上にサンプリングすることができることに留意されたい。ＥＰＩ及びスパイラル・イメージングは、単純な位相エンコードと比べてより高速なサンプリング法である。さらに、共軸式（ｃｅｎｔｒｉｃ）位相エンコードや交互配置式（ｉｎｔｅｒｌｅａｖｅｄ）位相エンコードなど順序が異なる位相エンコードを使用することもできる。さらに、データ組は、４つの面８２、９４、９６及び９８を超える数の面上へのサンプリングを受けることも可能であることに留意されたい。例えば、データ組は、その各面が異なる投影角度を有するような１２８の面上にサンプリングを受けている。

「時間的スライディング・ウィンドウ法（ｔｅｍｐｏｒａｌｓｌｉｄｉｎｇｗｉｎｄｏｗ）」と呼ぶさらに別の代替的実施形態では、本方法は、面８２、９４、９６及び９８上に極形式位相エンコードすること、並びにデータ組に対応する３Ｄ画像を作成すること、を含んでいる。本方法は、次いで、面８２上への極形式位相エンコードを行うことによって面８２上の以前のデータ組と置き換えること、並びに面８２、９４、９６及び９８上に位置するデータ組から３Ｄ画像を再構成すること、を含んでいる。しかる後に、本方法は、面９４上への極形式位相エンコードを行うことによって面９４上の以前のデータ組を置き換えること、並びに面８２、９４、９６及び９８上に位置するデータ組に対応する３Ｄ画像を再構成すること、を含んでいる。本方法は、面８２、９４、９６及び９８のうちの１つの面上への極形式位相エンコードを行うこと、並びに面８２、９４、９６及び９８上に位置するデータ組に対応する３Ｄ画像を再構成すること、を継続している。本方法は、面９６の周辺領域９５など周辺領域に関して中程度の時間分解能を提供している。例えば、面８２、９４、９６及び９８上へのデータ組の極形式位相エンコード並びにそのデータ組に対応する画像の作成のために４秒かかる（各１秒が各面８２、９４、９６及び９８に対応する）ことが、中程度の時間分解能である。

面９６の周辺領域９５などの周辺領域と比べて医療担当者にとっては通常は中央の領域９７の方がより関心の高い領域である。中央領域９７が高い時間分解能となる一例は、中央の領域９７が各１秒ごとに更新される場合である。こうした更新としては、面８２、９４、９６及び９８のうちの１つの面上への極形式位相エンコード、並びに面８２、９４、９６及び９８上に位置するデータ組に対応する画像の作成が含まれる。別の実施形態では、面８２、９４、９６及び９８のうちの任意の１つの面上に位置するデータ組を更新するのではなく、以下の図８、１０及び１１に示す異なる種類の領域上に位置するデータ組を更新している。

図８は、ｋ空間内の極形式位相エンコード配置のための方法の実施の一形態を表している。本方法は、第１組の面２５０、２５２及び２５４上への極形式位相エンコードを含んでいる。例えば、面２５０はある投影角度位置における２５６回の位相エンコードから形成されており、面２５２は別の投影角度位置（例えば、面２５０から６０度の位置）における２５６回の位相エンコードから形成されており、また面２５４はさらに別の投影角度位置（例えば、面２５２から６０度の位置）における２５６回の位相エンコードから形成されている。面２５０上への極形式位相エンコードによって、データ２６０、２６２、２６４、２６６、２６８、２７０、２７２及び２７４を有する１つのデータ組が作成されており、面２５２上への極形式位相エンコードによって、データ２７６、２７８、２８０、２８２、２８４、２８６、２８８及び２９０を有する１つのデータ組が作成されており、また面２５４上への極形式位相エンコードによって、データ２９２、２９３、２９４、２９５、２９６、２９７、２９８及び２９９を有する１つのデータ組が作成されている。データ組を面２５０、２５２及び２５４上に極形式位相エンコードする方向を各矢印で示している。本方法はさらに、面２５０、２５２及び２５４から反時計方向にある量だけ（例えば、５度だけ）回転させること、並びに第２組の面上への極形式位相エンコードを行うこと、を含んでいる。本方法はさらに、第２組の面から反時計方向に同じ量だけ（例えば、５度だけ）回転させること、並びに第３組の面上への極形式位相エンコードを行うこと、を含んでいる。本方法は、全体の３６０度にわたって回転させるような方式で回転させることを含んでいる。別法では、本方法は反時計方向ではなく時計方向での回転を含むことに留意されたい。

図９は、ｋ空間内の極形式位相エンコード配置のための方法のまた別の代替的実施形態を表している。本方法は、くさび形の領域３０２上への極形式位相エンコードを含んでいる。

図１０及び１１は、ｋ空間内の極形式位相エンコード配置のための方法の別の代替的実施形態を表している。本方法は、シリンダ３０４とくさび形の領域３０２の交差によって形成される領域３１２上への極形式位相エンコードを含んでいる。別の実施形態では、本方法は、シリンダ３０４とくさび形の領域３０２の合併によって形成される領域上への極形式位相エンコードを含んでいる。ｋ空間が有する同心性のシリンダの数は、２つのシリンダ３０４及び３０６と比べてより多くしたりより少なくすることが可能であることに留意すべきである。

図１２は、ｋ空間内の極形式位相エンコード配置のための方法のまた別の代替的実施形態を表している。本方法は、シリンダ３０４と３０６の間の領域３０８とくさび形の領域３０２とが交差して形成される領域３１４上への極形式位相エンコードを含んでいる。別の実施形態では、本方法は、領域３１４とくさび形の領域３０２の合併によって形成される領域上への極形式位相エンコードを含んでいる。

図１３は、ｋ空間内の極形式位相エンコード配置のための方法の別の実施形態を表している。本方法は、図７の方法を、ｋ_z軸と平行な面８２から、ｋ_z軸と平行な一組の平行な面４２０、４２２、８２、４２６及び４２８にまで拡張したものである。本方法は、ｋ空間内における各面４２０、４２２、８２、４２６及び４２８上へのデータ組のサンプリングを含んでいる。データ組を面４２０、４２２、８２、４２６及び４２８上にサンプリングする方向を各矢印の方向で示している。面４２０、４２２、８２、４２６及び４２８によって１つのグループ４１８、すなわちスラブ４１８が形成されている。各面４２０、４２２、８２、４２６及び４２８はｋ空間内の有限の領域を取り囲んでいる。例えば、各面４２０、４２２、８２、４２６及び４２８は長方形の形状になっている。別の例として、４２０、４２２、８２、４２６及び４２８の各々は正方形の形状になっている。面の形状は当該の面上にサンプリングしたデータ組に対応している。さらに、図１３の方法は、図４〜１２に記載した方法を実現させるために使用している純粋な極座標系と比較して拡張させた極座標系で実現させている。

一般化極形式（ｇｅｎｅｒａｌｉｚｅｄｐｏｌａｒ）位相エンコードを受けたデータ組内の各データは、
ａ、ｂ、ｃ、ｄ及びｒが実数であり、
ｍ、ｊ、ｎ及びｉが整数であり、
ｋ_x、ｋ_y及びｋ_zがｋ空間に関する単位基準ベクトルであり、
＜ａ，ｂ，ｃ，ｒ＞が具体的な１つの一般化極形式グリッドを決定しており、かつ
＜ｍ，ｄ，ｉ，ｊ＞（ここで、ｍは位相エンコードの半径方向パラメータ、ｄは位相エンコードの回転パラメータ、ｊは位相エンコードの並進方向パラメータ、またｉは周波数エンコードのパラメータ）がこの一般化グリッド上の１つの点を決定している、
としてｋ空間内にある位置、ｍ（ａｃｏｓ（２πｄ／ｎ）ｋ_x＋ｂｓｉｎ（２πｄ／ｎ）ｋ_y）＋ｊｒ（ａｃｏｓ（２πｄ／ｎ）ｋ_x＋ｂｓｉｎ（２πｄ／ｎ）ｋ_y）＋ｉｃｋ_zからの１つのサンプルである。

一般化グリッドは＜ａ，ｂ，ｃ，ｒ，ｎ＞で表しており、一般化グリッド上のデータは＜ｍ，ｄ，ｉ，ｊ＞で表しており、またグリッドとこのグリッド上のデータは協働してｋ空間内の１つの点を指定している。一例として、その両者ともが面４２０上へのサンプリングを受けるデータ４２９及び４３１を有するデータ組は、ｍ（ａｃｏｓ（２πｄ／ｎ）ｋ_x＋ｂｓｉｎ（２πｄ／ｎ）ｋ_y）＋ｊｒ（ａｃｏｓ（２πｄ／ｎ）ｋ_x＋ｂｓｉｎ（２πｄ／ｎ）ｋ_y）で表している。

実施の一形態では、本方法は、ｍ、ａ、ｄ、ｎ、ｂ、ｊ、ｒ及びｃを一定に保ちかつｉを変化させることによってデータ組をｋ_z軸に沿ってｍ₁回周波数エンコードすることを含んでいる。ｍ₁の一例は２５６である。各ｍ₁回の周波数エンコードごとに、本方法は、ａ、ｄ、ｎ、ｂ、ｊ、ｒ及びｃを一定に保ちかつｍを変化させることによる１回の半径方向の位相エンコードを含んでいる。本方法はｍ₂回にわたる半径方向での位相エンコードを含んでおり、また半径方向位相エンコードの各回ごとにｍ₁回にわたる周波数エンコードを実行している。ｍ₂の一例は２５６である。各ｍ₂回の半径方向位相エンコードごとに、本方法は、ａ、ｄ、ｎ、ｂ、ｒ及びｃを一定に保ちかつｊを変化させることによる並進方向での１回の位相エンコードを含んでいる。本方法は、ｍ₃回にわたる並進方向での位相エンコードを含んでおり、また並進方向の位相エンコードの各回ごとに、ｍ₂回にわたる半径方向位相エンコードを実行している。ｍ₃の一例は６である。各ｍ₃回の並進方向位相エンコードごとに、本方法は、ａ、ｎ、ｂ、ｒ、及びｃを一定に保ちかつｄを変化させることによる回転方向での１回の位相エンコードを含んでいる。本方法は、ｍ₄回にわたる回転方向での位相エンコードを含んでおり、また回転方向の位相エンコードの各回ごとに、ｍ₃回にわたり並進方向位相エンコードを実行している。ｍ₄の一例は３１である。基本的に、本方法は、周波数エンコードを半径方向の位相エンコードの内部に包含させこれを並進方向の位相エンコードの内部に包含させこれを回転方向の位相エンコードの内部に包含させているような入れ子型ループを形成している。

各グループ４３４、４３６及び４３８は面４２０、４２２、８２、４２６及び４２８と同様の面を積み重ねたものであるため、各グループ４３４、４３６及び４３８はグループ４１８と同様となる。データ組をグループ４１８、４３４、４３６及び４３８上にサンプリングする方向を各矢印で示している。任意の２つのグループ間にはある角度をもたせている。角度４４８はグループ４１８とグループ４３４の間の角度である。角度４４８の一例は１度と３５９度の間のある角度である。角度４４８の別の例は５度であり。角度４４８のまた別の例は１５度である。

別の実施形態では、本方法は、ｋ空間内においてグループ４１８の面４２０、４２２、８２、４２６及び４２８が同心性のシリンダ３０４及び３０６と交差して形成する第１組の領域上にデータ組をサンプリングすることを含んでいる。さらに別の代替的実施形態では、本方法は、グループ４１８、４３４、４３６及び４３８がシリンダ３０４及び３０６と交差して形成する第２組の領域上にデータ組をサンプリングすることを含んでいる。また別の代替的実施形態では、本方法は、面４２０、４２２、８２、４２６及び４２８がグループ４３４、第１組の領域及び第２組の領域と交差して形成する第３組の領域上にデータ組をサンプリングすることを含んでいる。別の代替的実施形態では、本方法は、面４２０、４２２、８２、４２６及び４２８がグループ４３４、第１組の領域及び第２組の領域と合併して形成する第４組の領域（図示せず）上にデータ組をサンプリングすることを含んでいる。

データ組に対するサンプリングは、グループ４１８の６つの面と比べてより多くの面数やより少ない面数上に対することが可能であることに留意すべきである。同様に、残りのグループ４３４、４３６及び４３８内の面の数も変更することができる。さらに、データ組に対するサンプリングは、４つのグループ４１８、４３４、４３６及び４３８と比べてより多くの面グループやより少ない面グループ上に対することが可能であることに留意すべきである。

極形式及び一般化位相エンコードは、連続及び非連続の寝台移動イメージングやボーラス・トラッキングと組み合わせることが可能であることに留意すべきである。

さらに、グループ４１８、４３４、４３６及び４３８のうちの少なくとも１つのグループ内の面の数はスキャンの進行に伴って変更することができること、並びにグループ（すなわち、投影角度）の数はスキャンの進行に伴って変更することができること、に留意すべきである。これらの変更は、時間的な動態の変化、スキャンしている対象の領域の変化、あるいは対象自体の変化に対応するように実施することができる。

各グループ４１８、４３４、４３６及び４３８内のデータ組から画像を作成する順序は、所望の時間分解能、所望のｋ_x方向空間分解能及び所望のｋ_y方向空間分解能に依存する。所望の時間分解能、所望のｋ_x方向空間分解能及び所望のｋ_y方向空間分解能は、患者１３５のスキャンに使用するイメージング・システムの種類、患者１３５に造影剤を投与するか否か、スキャンを受ける患者１３５の身体部分のサイズが大きいか小さいかを含む様々な要因に依存する。例えば、患者１３５内に造影剤を投与する場合、高い時間分解能と低いか中程度の空間分解能とが望まれる。この例では、造影剤が例えば患者１３５の動脈などの内部部分を通って流れる瞬間、またはこれに近い時点で患者１３５の画像を取得すべきであるために、高い時間分解能と低いか中程度の空間分解能とが望まれる。別の例として、脚部など患者１３５のうちサイズが大きい身体部分をスキャンする場合、低い時間分解能及び高い空間分解能が望まれる。この別の例で低い時間分解能及び高い空間分解能が望まれるのは、こうした分解能の組み合わせによれば、大きな身体部分内の静脈などの小さい内部部分をユーザが描出できるためである。極形式位相エンコード配置のための方法のすべての実施形態において、ｋ_z方向での空間分解能は高い。一例として、ｋ_z方向での高い空間分解能は、ｋ_z方向において２５６個のデータ点を周波数エンコードすることによって実現している。

実施の一形態では、高い時間分解能、高い面内分解能（ｉｎ−ｐｌａｎｅｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ）及びゼロの貫通面分解能（ｔｈｒｕ−ｐｌａｎｅｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ）を得るには、グループ１１８の面４２０上に位置するデータ組に対応する２Ｄ画像を、データ組をグリッド再配置し、さらにデータ組に対して２Ｄ高速フーリエ変換（ＦＦＴ）などの２Ｄ逆フーリエ変換を実行することによって作成している。この２Ｄ逆フーリエ変換は、デカルト座標のグリッド上へのデータ組のグリッド再配置と組み合わせている。デカルト座標のグリッド上へのグリッド再配置並びに２Ｄ逆フーリエ変換は、面４２０上へのデータ組のサンプリングの後で実行されている。別の実施形態では、高い時間分解能、高い面内分解能及びゼロの貫通面分解能を提供するには、グループ１１８の面４２０上に位置するデータ組に対応する２Ｄ画像を、極座標７８のグリッド７６上へのデータ組のグリッド再配置と組み合わせてデータ組に対する２Ｄ逆投影を実行することによって作成している。高い時間分解能の一例は、面４２０上へのデータ組のサンプリング及びそのデータ組に対応する画像の作成のために１秒かかることである。

各グループ４１８、４３４、４３６及び４３８の長さは、ｋ_y方向での所望の空間分解能であるような面内分解能に対応しており、また各グループ４１８、４３４、４３６及び４３８の奥行きは、ｋ_x方向での所望の空間分解能であるような貫通面分解能に対応している。例えば、高い面内分解能を得るには、グループ４１８の長さ４２５を、ｋ_y方向で２５６個のデータ点を有する１つのデータ組に対応させている。別の例として、低い面内分解能を得るには、グループ４１８の長さ４２５を、ｋ_y方向で１つのデータを有する１つのデータ組に対応させている。中程度の面内分解能とは、高い面内分解能と低い面内分解能の間にある分解能である。さらに別の例として、低い貫通面分解能を得るには、グループ４１８の奥行き４２７を、ｋ_x方向で１つのデータを有する１つのデータ組に対応させている。また別の例として、高い貫通面分解能を得るには、グループ４１８の奥行き４２７を、ｋ_x方向で２５６個のデータ点を有する１つのデータ組に対応させている。中程度の貫通面分解能とは、高い貫通面分解能と低い貫通面分解能の間にある分解能である。一例として、中程度の貫通面分解能を得るには、グループ４１８の奥行き４２７を、ｋ_x方向で６個のデータ点を有する１つのデータ組に対応させている。

さらに別の代替的実施形態では、低い時間分解能及びフル３Ｄ分解能を提供するには、グループ４１８、４３４、４３６及び４３８上に位置するデータ組に対応する３次元（３Ｄ）画像を、グリッド再配置と組み合わせてｋ_z方向で逆フーリエ変換を実行し、さらにｋ_x及びｋ_y方向で２Ｄ逆フーリエ変換を実行することによって作成している。フル３Ｄ分解能とは、ｋ_x方向での高い空間分解能、ｋ_y方向での高い空間分解能、かつｋ_z方向での高い空間分解能である。また別の代替的実施形態では、低い時間分解能及びフル３Ｄ分解能を提供するには、グループ４１８、４３４、４３６及び４３８上に位置するデータ組に対応する３Ｄ画像を、ｋ_z方向で逆フーリエ変換を実行し、さらにｋ_x及びｋ_y方向で逆投影を実行することによって再構成している。３Ｄ画像を作成は、グループ４１８、４３４、４３６及び４３８上へのデータ組のサンプリングの後でかつそのデータ組の再構成の後になるため、時間分解能が低くなる。グループ４１８、４３４、４３６及び４３８上へのデータ組のサンプリング並びにそのデータ組に対応する画像の作成のために例えば３６秒かかる（各１秒が各グループ４１８、４３４、４３６及び４３８の各面に対応する）と、低い時間分解能となる。

別の代替的実施形態では、中程度の時間分解能、ｋ_x方向での中程度の空間分解能及びｋ_y方向での高い空間分解能を提供するには、グループ４３４上に位置するデータ組に対応する２Ｄ画像を、データ組に対して３Ｄ逆フーリエ変換を実行し、さらにこのデータ組に対して最大強度投影（ＭＩＰ）を実行することによって作成している。この３Ｄ逆フーリエ変換は、グループ４３４上へのデータ組のサンプリングの後に実行している。さらに別の代替的実施形態では、中程度の時間分解能、ｋ_x方向での中程度の空間分解能及びｋ_y方向での高い空間分解能を提供するには、グループ４３４上に位置するデータ組に対応する２Ｄ画像を、データ組に対して３Ｄ逆投影を実行し、さらにこのデータ組に対してＭＩＰを実行することによって作成している。この３Ｄ逆投影は、グループ４３４上へのデータ組のサンプリングの後に実行している。中程度の時間分解能とは、低い時間分解能と比較してより高くかつ高い時間分解能と比較してより低いような時間分解能である。単一の面と比べてより多い面上に位置したデータ組に関する２Ｄ画像が作成されるため、この中程度の時間分解能は低い時間分解能と比べてより高い。４つのグループ４１８、４３４、４３６及び４３８と比べてより少ない数のグループ上に位置するデータ組に関する２Ｄ画像が作成されるため、この中程度の時間分解能は高い時間分解能と比べてより低い。ｋ_x方向での中程度の空間分解能は、ｋ_x方向での低い空間分解能と比べてより高くかつｋ_x方向での高い空間分解能と比べてより低いような空間分解能である。ＭＩＰは、例えばｋ_x方向で複数のデータを平均すること、またはｋ_x方向で複数のデータ点から最大強度をもつデータ値を取り出すことによってｋ_x方向における複数のデータに対応しているため、ｋ_x方向でのこの中程度の空間分解能はｋ_x方向での低い空間分解能と比べてより高い。グループ４１８、４３４、４３６及び４３８のｋ_x方向でのデータ点の長さと比べてｋ_x方向でより短いデータ点の長さを使用して２Ｄ画像を作成しているため、ｋ_x方向での中程度の空間分解能はｋ_x方向での高い空間分解能と比べてより低い。デカルト座標系の場合と異なり、上述した極形式位相エンコード配置のための方法の実施形態では、空間分解能は主として、データ組をその上に極形式位相エンコードさせる面の数には依存しないが、主として、ある面上に位置するデータ組の数には依存することに留意されたい。

「時間的スライディング・ウィンドウ」とも呼ばれる別の代替的実施形態では、グループ４１８、４３４、４３６及び４３８の交差によって形成される中央の領域４４６の中程度の時間分解能を提供するには、本方法は、グループ４１８、４３４、４３６及び４３８上にデータ組をサンプリングすること、並びにこのデータ組に対応する３Ｄ画像を作成すること、を含んでいる。本方法はさらに、グループ４１８上にデータ組をサンプリングすること、並びにグループ４１８、４３４、４３６及び４３８上に位置するデータ組に対応する３Ｄ画像を再構成すること、を含んでいる。本方法はさらに、グループ４１８、４３４、４３６及び４３８のうちの１つのグループ上へのデータ組のサンプリングに関して特定の順序に従うことなしに、グループ４３４上にデータ組をサンプリングすること、並びにグループ４１８、４３４、４３６及び４３８上に位置するデータ組に対応する３Ｄ画像を再構成すること、を含んでいる。本方法は、グループ４１８、４３４、４３６及び４３８のうちの任意のグループの周辺領域４４４などの周辺領域に関して低い時間分解能を提供している。周辺領域４４４などの周辺領域に関する時間分解能は低いが、中央の領域４４６での時間分解能は中程度であり、かつ中央の領域４４６は通常、周辺領域と比べて医療担当者にとってより関心が高い。

別の実施形態では、データ組のサンプリングをし終えた後、ｋ空間の中心線上への周期的なサンプリングによってデータ組に関する位相及び周波数の補正が得られることに留意すべきである。別の代替的実施形態では、ｋ空間内の１つまたは複数のシリンダに取り囲まれている内側のシリンダ上にデータ組を周期的にサンプリングすることによって、アキシャル面運動補正が得られる。さらに別の代替的実施形態では、Ｈｅｒｍｅｔｉａｎ対称性を用いて部分サンプリングしたデータ組から完全なデータ組を推測している。また別の代替的実施形態では、データ組は１つのグループの１つ置きの各面上にサンプリングされる。例えば、データ組は、グループ面上へのデータ組のサンプリングの前に、グループ面上にサンプリングされる。別の実施形態では、ＥＰＩまたはグラジエントリコール及びスピンエコー法（ＧＲＡＳＥ）によって、単一のＴＲ内で複数の位相エンコードがサンプリングされる。

したがって、本明細書で記載した極形式位相エンコード配置のためのシステム及び方法は、所望の時間分解能と、ｋ_x方向での所望の空間分解能と、ｋ_y方向での所望の空間分解能と、を提供している。本明細書で記載した極形式エンコード配置のためのシステム及び方法は、極座標のグリッド上へのデータ組のサンプリング、逆フーリエ変換、逆投影及びＭＩＰによって、所望の時間分解能と、ｋ_x方向での所望の空間分解能と、ｋ_y方向での所望の空間分解能と、を提供している。

本発明を、具体的な様々な実施形態に関して記載してきたが、当業者であれば、本発明が本特許請求の範囲の精神及び趣旨の域内にある修正を伴って実施できることを理解するであろう。

本明細書で記載した極形式位相エンコード配置のためのシステム及び方法をその内部に実現している磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムの実施の一形態のブロック図である。図１のＭＲＩシステムの一部を形成している送受信器のブロック図である。極形式位相エンコード配置のための方法の実施の一形態を実施するために図１のＭＲＩシステムで利用されるパルスシーケンスを表したグラフである。ｋ_x及びｋ_yでの位相エンコードとｋ_zでの周波数エンコードを伴う極形式位相エンコード配置のための方法の実施の一形態を表した図である。位相エンコードをｋ空間の極座標形式の極形式グリッド＜ａ，ｂ，ｎ＞及び該グリッド上の位相エンコード位置＜ｍ，ｄ＞上に位置させた状態とした図４の２Ｄ断面として図示した極形式位相エンコード配置のための方法の代替的実施形態を表した図である。高い時間分解能を有する２次元（２Ｄ）投影画像として再構成させているｋ空間内の極形式位相エンコード配置のための方法のさらに別の代替的実施形態を表した図である。低い時間分解能を有する３次元投影再構成（３ＤＰＲ）画像として再構成させているｋ空間内の極形式位相エンコード配置のための方法のさらに別の代替的実施形態を表した図である。極形式位相エンコード配置のための方法の実施の一形態を表した図である。時間的スライディング・ウィンドウ再構成のための柔軟なｋ空間副次サンプリングを示している極形式位相エンコード配置のための方法の別の代替的実施形態を表した図である。時間的スライディング・ウィンドウ再構成のための柔軟なｋ空間副次サンプリングを示している極形式位相エンコード配置のための方法の別の代替的実施形態を表した図である。時間的スライディング・ウィンドウ再構成のための柔軟なｋ空間副次サンプリングを示している極形式位相エンコード配置のための方法の別の代替的実施形態を表した図である。時間的スライディング・ウィンドウ再構成のための柔軟なｋ空間副次サンプリングを示している極形式位相エンコード配置のための方法の別の代替的実施形態を表した図である。位相エンコードをｋ空間の一般化極座標形式とした一般化極形式グリッド＜ａ，ｂ，ｒ，ｎ＞及び該一般化グリッド上の位相エンコード位置＜ｍ，ｊ，ｄ＞上に位置させた状態とした２Ｄ断面として図示した一般化極形式位相エンコード配置のための方法の別の代替的実施形態を表した図である。

符号の説明

６４データ
６６データ
６８データ
７０データ
７２データ
７６グリッド
７８極座標
８２ｋ_z軸と平行な面
８４データ
８６データ
８８データ
９０データ
９４面
９５周辺領域
９６面
９７中央領域
９８面
１００オペレータ・コンソール
１０２キーボード／制御パネル
１０４画面、ディスプレイ
１０６画像処理装置モジュール
１０７コンピュータ・システム
１０８ＣＰＵモジュール
１１１ディスク記憶装置
１１２テープ駆動装置
１１３メモリ・モジュール
１１５高速シリアルリンク
１１６リンク
１１８バックプレーン
１１９ＣＰＵモジュール
１２１パルス発生器モジュール
１２２システム制御部
１２５シリアルリンク
１２７傾斜増幅器
１２９生理学的収集制御器
１３３スキャン室インタフェース回路
１３４位置決めデバイス
１３５患者
１３９傾斜コイル・アセンブリ
１４０偏向用マグネット
１４１マグネット・アセンブリ
１４２ボリューム
１５０送受信器モジュール
１５１ＲＦ増幅器、電力増幅器
１５２ＲＦコイル
１５３前置増幅器
１５４送信／受信スイッチ
１６０メモリ・モジュール
１６１アレイ・プロセッサ
２００周波数合成器
２０１出力
２０２変調器及び逓昇変換器
２０３基準周波数発生器
２０４ライン
２０５出力
２０６励起器減衰器回路
２０７受信器減衰器
２０８逓降変換器
２０９アナログ対ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器
２１０ディジタル検出器及び信号処理装置
２１２ライン
２２０ＲＦ励起パルス
２２４位相エンコード傾斜パルス
２２６位相エンコード傾斜パルス
２２８読み出しパルス
２３０エコーＮＭＲ信号
２３２リワインド用傾斜パルス
２３４リワインド用傾斜パルス
２５０第１組の面
２５２第１組の面
２５４第１組の面
２６０データ
２６２データ
２６４データ
２６６データ
２６８データ
２７０データ
２７２データ
２７４データ
２７６データ
２７８データ
２８０データ
２８２データ
２８４データ
２８６データ
２８８データ
２９０データ
２９２データ
２９３データ
２９４データ
２９５データ
２９６データ
２９７データ
２９８データ
２９９データ
３０２くさび形領域
３０４シリンダ
３０６シリンダ
３０８２つのシリンダ間の領域
３１２シリンダとくさび形領域の交差によって形成される領域
３１４２つのシリンダ間の領域とくさび形領域の間での交差によって形成される領域
４１８グループ
４２０ｋ_z軸と平行な面
４２２ｋ_z軸と平行な面
４２５グループの長さ
４２６ｋ_z軸と平行な面
４２７奥行き
４２８ｋ_z軸と平行な面
４２９データ
４３１データ
４３４グループ
４３６グループ
４３８グループ
４４４周辺領域
４４６中央領域
４４８角度

Claims

対象を表すデータ組を形成している複数の信号を生成させるような極形式位相エンコードの工程であって、該データ組によってｋ空間内の極座標（７８）形式のグリッド（７６）が形成されるようにした極形式位相エンコード工程を含む医学検査のための方法。
前記位相エンコードの工程は、対象を表す磁気共鳴信号を生成させるようなｋ空間内における極座標（７８）のグリッド（７６）上への位相エンコードの工程を含んでいる、請求項１に記載の方法。
前記位相エンコードの工程は、
ｋ空間内の面（８２、９４、９６、９８）と、
ｋ空間内の面からなるグループ（４１８、４３４、４３６、４３８）と、
ｋ空間内において前記面（８２、９４、９６、９８）がシリンダ（３０４、３０６）と交差して形成する第１組の領域と、
前記面グループ（４１８、４３４、４３６、４３８）がシリンダ（３０４、３０６）と交差して形成する第２組の領域と、
前記面（８２、９４、９６、９８）が前記面グループ（４１８、４３４、４３６、４３８）、前記第１組の領域及び前記第２組の領域と交差して形成する第３組の領域と、
前記面（８２、９４、９６、９８）が前記面グループ（４１８、４３４、４３６、４３８）、前記第１組の領域及び前記第２組の領域と合併して形成する第４組の領域であって、前記面（８２、９４、９６、９８）の各々と前記面グループ（４１８、４３４、４３６、４３８）の各面はｋ空間内の有限の領域を取り囲んでおり、前記面の各々は互いに平行であり、各グループ（４１８、４３４、４３６、４３８）内の各面は該グループ内のこれ以外の任意の面と平行であり、かつ各グループ（４１８、４３４、４３６、４３８）はこれ以外の任意のグループに対してある角度を成しているような第４組の領域と、
のうちの少なくとも１つの上への位相エンコードの工程を含んでいる請求項１に記載の方法。
前記位相エンコードの工程はｋ空間内の面（８２）上への位相エンコードの工程を含んでいる、請求項１に記載の方法。
前記データ組に対して２Ｄ逆フーリエ変換を実行することによって２次元（２Ｄ）画像を作成する工程をさらに含む請求項４に記載の方法。
前記面（８２）上に位置するデータ組をデカルト座標のグリッド上にグリッド再配置すること、並びに前記面（８２）上に位置するデータ組に対する２次元逆投影を実行することによって２次元（２Ｄ）画像を作成する工程をさらに含む請求項４に記載の方法。
前記位相エンコードの工程は、ｋ空間内の一連の面グループ（４１８、４３４、４３６、４３８）上への位相エンコードの工程であって、各グループ（４１８、４３４、４３６、４３８）が該一連のグループ内のこれ以外の任意のグループを基準としてある角度を成しているような位相エンコード工程を含んでいる、請求項１に記載の方法。
極座標（７８）のグリッド（７６）上で実行されている、前記一連のグループの面（８２）上に位置するデータ組をグリッド再配置すること、
前記グループの前記面（８２）上に位置するデータ組に対して２次元逆投影を実行すること、
によって高い時間分解能を得る工程をさらに含む請求項７に記載の方法。
均一な磁場を発生させるための主マグネット（１４０）と、
前記磁場を励起するための無線周波数パルス発生器（１２１）と、
前記磁場内で異なる方向に延びる傾斜を発生させるための傾斜磁場発生器と、
対象を表す磁気共鳴（ＭＲ）磁場信号を受け取るための受信器（１５０）と、
前記対象を表すデータ組を形成しているＭＲ信号を生成させるような極形式位相エンコードのための制御装置（１０８、１１９）であって、該データ組によってｋ空間内に極座標形式のグリッドが形成されるようにした制御装置（１０８、１１９）と、
を備える磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム。
対象を表すデータ組を形成している複数の磁気共鳴（ＭＲ）信号を生成させるような極形式位相エンコードであって、該データ組によってｋ空間内に極座標形式のグリッドが形成されるようにした極形式位相エンコードを実行するようにプログラムされている制御装置（１０８、１１９）。