(57)【要約】パラレルイメージングのために備えられる磁気共鳴イメージング装置において、測定がなされた位相エンコード勾配間に挿入された位相エンコード勾配におけるデータを再生するために受信コイルのアレイを用いることができという意味で、全セットのデータが収集され、次いで、位相エンコード勾配の大きい分離により２つのセットに分離される。これらのセットは、次いで、各々再生され、２つの表示を比較することによりオリジナルのデータのセットからスプリアスデータを除外することができる。
2004528099.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
対象となる領域において磁気共鳴（ＭＲ）活性原子核を励起する手段；
対象となる領域からデータを受信するための少なくとも２つのｒ．ｆ．受信コイル；
励起されたＭＲ活性原子核を空間的にエンコードするために位相エンコード方向において磁界勾配のセットを生成するための手段；並びに
及び各々のセットが非常に広く間隔をおいた位相エンコード勾配を有するように少なくとも２つのセットに分割され且つ各々のセットから画像領域の完全な表示を再生するためにコイルから複数の信号を用いることにより受信された信号を処理する手段；
から構成されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、処理手段は画像化領域の再生された完全な表示を比較するために配置される、ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、処理手段は一の表示から他の表示を減じるように配置される、ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、処理手段は、スプリアス信号が収集された位相エンコード勾配において信号を回復させるために何れかのスプリアスデータの除外の後、受信信号を再処理するために配置される、ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、処理手段は画像空間において完全な表示を再生するために配置される、ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、処理手段は空間周波数ドメインにおいて完全な表示を再生するために配置される、ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
対象となる領域において磁気共鳴（ＭＲ）活性原子核を励起する段階；
対象となる領域からデータを受信するための少なくとも２つのｒ．ｆ．受信コイルのアレイを用いる段階；
励起されたＭＲ活性原子核を空間的にエンコードするために位相エンコード方向において磁界勾配のセットを生成する段階；並びに
各々のセットが広い間隔をおいた位相エンコード勾配を有するように少なくとも２つのセットに分割され且つ各々のセットから画像信号の完全な表示を再生するためにコイルから複数の信号を用いることにより受信された信号を処理する段階；
から構成されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）イメージングに関する。
【背景技術】
【０００２】
先行技術の磁気共鳴イメージング装置を図１に示す。患者１（断面で示す）は超伝導磁石３のボア２内に軸方向にスライドされ、主磁界は慣例によりＺ方向と呼ばれるボアの軸に沿って設定される。図１において示されるような例えばＺ方向にしかも図１の水平なＸ方向且つ垂直なＹ方向における特定なスライスに励起された磁気共鳴（ＭＲ）の活性原子核（代表的には水及び脂肪組織中の水素プロトン）を閉じ込めるためであって、スライスの平面に共鳴ＭＲ原子核をエンコードするように、Ｚ方向に磁界勾配が設定される。ｒ．ｆ．発振コイル（図示せず）はプロトンを励起するための励起パルスを共鳴に適用し、一対のコイル４、５からなるｒ．ｆ．受信コイルアレイは妨害プロトンにより放出された緩和信号を感知する。
【０００３】
Ｙ方向において受信された信号をエンコード／デコードするためであって、磁界勾配の影響により主磁界の方向について原子核の異なる歳差運動周波数に緩和原子核の異なる位置を対応させることを可能にするために、信号は、周波数エンコード又はリードアウト（Ｒ．Ｏ．）勾配と呼ばれる磁界勾配の存在下で検出される。データはデジタル化され、それ故、各々のｒ．ｆ．励起パルスのために、一連のデジタルデータポイントが収集され、それらはｋ空間として知られる空間周波数ドメイン内にマッピングされる（図２）。各々のｒ．ｆ．パルスは、デジタルデータの少なくとも１つのコラムが収集されることを可能にする。
【０００４】
Ｘ方向において受信された信号をエンコード／デコードするために、各々のｒ．ｆ．パルスが発振された後及び適用されたリードアウト勾配を用いてデータが収集される前に、Ｘ方向の磁界勾配はオンにされ及びオフにされる。これは、Ｘ方向における磁界勾配の一連の大きさのためになされ、１つのｒ．ｆ．パルスは、一般に、Ｘ方向における勾配の異なる大きさに対応する。その一連の測定は、空間周波数がＸ方向において確立されることを可能にする。
【０００５】
図２に示すｋ空間マトリクスにおいて、データポイントのコラムは位相エンコード（Ｐ．Ｅ．：Ｐｈａｓｅ  Ｅｎｃｏｄｅ）勾配の異なる大きさにおいて収集されたデータに対応する。
【０００６】
磁気共鳴イメージング装置により画像形成された視界は位相エンコード及びリードアウト方向におけるデータポイントの間隔に依存し、画像の解像度は、ポイントが各々の方向にどれ位広く広がっているか即ち最大位相エンコード勾配がどれ位大きいかと、データ収集の期間に結合されたリードアウト勾配の大きさとに依存する。
【０００７】
従来、ｒ．ｆ．受信コイルの配置により収集され、図２に示されたデータは、画素化された空間画像を生成するために、フーリエ変換プロセッサ（図示せず）において２次元高速フーリエ変換を行うことを条件としている。図３は、図１に示した円全体を画像化するために、位相エンコード勾配の方向におけるデータポイントの間隔が十分であることを示している。
【０００８】
スライス画像を図３に示す。説明を目的として、円の符号１ａは、図１に示した患者と図３に示した画像の両方において示されている。図３は、位相エンコード勾配方向におけるデータポイントの間隔が、図１に示した円全体を画像形成を行うためには、十分であることを示している。
【０００９】
各々のｒ．ｆ．パルスの間には、ある最小のパルス繰り返し時間があり、図２及び３により示されたデータの収集は、それ故、好ましくない長時間を要することとなる。
【００１０】
データ収集時間を減少させるために用いられる１つの技術は、例えば、同じ最大位相エンコード勾配を保つがデータの他のコラム全てを除外することにより、位相エンコードの段階の約半分を省くことである。それ故、このことはデータ収集時間を半分にする。
【００１１】
位相エンコードの方向におけるデータポイント間隔はここでは２倍になり、それ故、対応する画像ドメインにおける視界は半分になる。（リードアウトの間に収集されたデータポイント数は同じに保たれるので、リードアウトの方向における視界は同じに保たれる。）画像形成領域は、ここでは、図１に示した円の広さの半分より少し大きくなっている。これは、図５において、領域１ｂにより示されている。残念ながら、エイリアジングは、円の側部領域が半分の広さの領域にフォールド（ｆｏｌｄ）されるようにし、図５における左側の領域は画像の右側の領域に対応しており、その逆の場合も同じである。
【００１２】
データがアンフォールド（ｕｎｆｏｌｄ）されることを可能にするためには、データは、パラレルイメージング法（ｐａｒａｌｌｅｌ  ｉｍａｇｉｎｇ）を用いて、得られる。
【００１３】
パラレルイメージング法は、画像取得の間に必要とされる勾配エンコード化を減少させるためにアレイにおける個々のコイルの間の空間的感度差を利用する。この方法は、取得される必要のあるｋ空間の位相エンコード化ラインの数を減少させることにより取得時間を減少させる。実際に実行するパラレルイメージング法には３つに区分された種類があって、それらは、ＳＥＮＳＥ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ４２：  ９５２−９６２  （１９９９）−ＳＥＮＳＥ：  Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ  Ｅｎｃｏｄｉｎｇ  ｆｏｒ  Ｆａｓｔ  ＭＲＩ  ｂｙ  Ｋｌａｓｓ  Ｐ  Ｐｒｕｅｓｓｍａｎｎ，  Ｍａｒｋｕｓ  Ｗｅｉｇｅｒ，  Ｍａｒｋｕｓ  Ｂ  Ｓｃｈｅｉｄｅｇｇｅｒ  ａｎｄ  Ｐｅｔｅｒ  Ｂｏｅｓｉｇｅｒ）、ＳＭＡＳＨ（ＷＯ−Ａ−９８／２１６００  ａｎｄ  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ３８：  ５９１−６０３  （１９９７）−Ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ  Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｓｐａｔｉａｌ  Ｈａｒｍｏｎｉｃｓ  （ＳＭＡＳＨ）：  Ｆａｓｔ  Ｉｍａｇｉｎｇ  ｗｉｔｈ  Ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  Ｃｏｉｌ  Ａｒｒａｙｓ  ｂｙ  Ｄａｎｉｅｌ  Ｋ  Ｓｏｄｉｃｋｓｏｎ  ａｎｄ  Ｗａｒｒｅｎ  Ｊ  Ｍａｎｎｉｎｇ）及びＳＰＡＣＥ−ＲＩＰ（ＷＯ−Ａ−００／７２０５０  ａｎｄ  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ４４：  ３０１−３０８  （２０００）−Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ  Ｐｒｏｆｉｌｅｓ  ｆｒｏｍ  ａｎ  Ａｒｒａｙ  ｏｆ  Ｃｏｉｌｓ  ｆｏｒ  Ｅｎｃｏｄｉｎｇ  ａｎｄ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  ｉｎ  Ｐａｒａｌｌｅｌ  （ＳＰＡＣＥ  ＲＩＰ）  ｂｙ  Ｗａｌｉｄ  Ｅ  Ｋｙｒｉａｋｏｓ，  Ｌａｕｒｅｎｃｅ  Ｐ  Ｐａｎｙａｈ，  Ｄａｎｉｅｌ  Ｆ  Ｋａｃｈｅｓ，  Ｃａｒｌ−Ｆｒｅｄｆｉｃｈ  Ｗｅｓｔｉｎ，  Ｓｕｍｉ  Ｍ  Ｂａｏ，  Ｒｏｂｅｒｔ  Ｖ  Ｍｕｌｋｅｒｎ  ａｎｄ  Ｆｅｒｅｎｃ  Ａ  Ｊｏｌｅｓｚ）である。これらの方法全ては、サブサンプリングされたｋ空間における取得（目的データ）から設定された全画像データを再生するために用いられるコイルの感度プロファイル（参照データ）についての情報を必要とする。
【００１４】
ＳＥＮＳＥは、目的画像データとコイル参照データの両方についての画像ドメインにおいて機能する。コイル構成の広い範囲において、この方法を用いることが可能である。代表的な受信コイル配置は、それらが異なる視界を有するように、図１に配置された患者の対向する両側に置かれたコイル４及び５から構成されている。目標データは減少された視界をもつ各々の受信コイルについて取得され、これによりエイリアジングがもたらされ、それ故、各々のコイルは図４に示すようなｋ空間表示を生成し、これにより図５に示すようにエイリアジングされた画像にフーリエ変換することができる。図５における２つのエイリアジングされた画像は、次いで、参照データを用いて画素の基準により画素において全視界にアンフォールドされ、受信コイル４及び５の相対感度を記録する。減少された視界における画像形成は、ｋ空間の位相エンコード方向において一様に間隔をおいたサンプルの必要性を要求する。アンフォールドに関係する処理は画像ドメインにおいて実行され、減少視界データにおける個々の画素は最終画素の整数値（即ち、１→１、１→２、１→３等）によりアンフォールドされる。これは、画素強度が最終画素の位置におけるコイル感度により重み付けされる一組の線形連立方程式の解を必要とする。これらの式の計算条件はアンフォールドされた画像の局所的ノイズ特性を決定し、それ故、信号対ノイズ比（ＳＮＲ）は画素毎に変化する。信号対ノイズ比は、エイリアジングが起こる領域よりそれが起こらない領域（例えば、図５）において、よりよいものとなる。結果として得られたノイズ変化のパターンは、一般に、コイル構成を反映し、強い知覚的影響を有するものとなる。
【００１５】
ＳＰＡＣＥ  ＲＩＰは、最終画素ドメイン出力を直接計算するためにコイル感度の実空間表示に関連する入力としてｋ空間の目的データを用いる、即ち、含まれるマトリクスにフーリエ変換を組み込んでいる。アンフォールドされた画像は、アレイ（図４）のコイルのために収集されたデータがエンコードされた減少位相エンコード勾配から直接生成される。このように、ＳＰＡＣＥ  ＲＩＰは、ｋ空間／実空間混成の方法であり、ＳＥＮＳＥ又はＳＭＡＳＨのどちらかに比べて大きい計算付加は掛かるが、ｋ空間における一様なサンプリングを必要としない。
【００１６】
ＳＭＡＳＨは、目的画像データについてｋ空間において機能するが、コイル感度プロファイルの実空間表示を用いる。ＳＭＡＳＨは、ｋ空間のラインのない合成に必要とされる空間高調波をはっきりと構築するためにコイル参照データの一次結合を用いる。ｋ空間における各々のポイントは画像ドメインにおける全ての画像に寄与しているため、ＳＭＡＳＨは最終画像における空間的に変化する信号対ノイズ比に煩わされることがない。
【００１７】
ＳＭＡＳＨについての代表的なコイル配置を図６に示す。コイル６乃至１３からなるアレイは、患者７（模式的に示した）の脊椎１４の下に配置されている。脊椎（平面１５）を貫く矢状（鉛直縦）切断を生成するために、このようなコイルの配置を用いることができる。個々のコイルの応答パターンについて図７に示す。個々のコイルの出力が適切に重み付けされ且つ合計される場合、例えば、図８の応答及び図９の簡単化された応答形状が生成されることが理解できる。このような重み付けされ且つ合計された信号は、Ｚ方向における位相エンコード勾配が等価な受信コイル１６（破線）により受信されたｒ．ｆ．信号を変調するのと同じ方法で、アレイの長手方向に沿って受信されたｒ．ｆ．信号を変調する。従って、ＳＭＡＳＨは、受信されたｒ．ｆ．信号における位相エンコード勾配の効果をシミュレートするためにアレイの個々のコイルの出力の重み付けされた組み合わせを用いる。その原理については図８及び９に示すが、より高い高調波を得るために、異なる重み付けを用いることができる。このように、幾つかの位相エンコード勾配ラインを表す信号を１つの位相エンコード勾配に適用するために生成することができる。
【００１８】
しかしながら、ＳＭＡＳＨは、それが適応することが可能であるコイル構成において幾らか制限される。特に、ＳＭＡＳＨは、非常に少ないコイルを用いることにはあまり適さないし、特定の空間高調波を生成するための要求は画像形成の視界とコイル構造との間の所定の関係を必要とする。
【００１９】
ＳＭＡＳＨのプロセスにおける簡単化された例は、図１０及び１１を参照しながら説明することにする。垂直なラインは周波数エンコード方向のｋ空間におけるポイントのコラムを表している。
【００２０】
図６の脊椎用アレイを用いるが、４つのコイルを用いることを仮定する。４つの位相エンコード勾配ステップのみを仮定する。それ故、１６個の信号が収集されるように、各々のコイルは各々の位相エンコード勾配において信号を収集する。各々の位相エンコード勾配についての各々のコイルの出力は、その位相エンコード勾配についての合成信号を生成するように結合される。例えば、図１０において、ライン１７は第２位相エンコード勾配における各々のコイルの出力を表し、これらの信号はその位相エンコード勾配における合成信号を生成するために用いられる。概念的な位相エンコード勾配に対応する補間信号は、合成の位相エンコード勾配と補間位相エンコードラインの位相エンコード勾配との間の異なる変調を反映する位相回転を伴うこれら合成信号から生成される。図１０及び１１における合成ラインと補間ラインは、ライン１７に対応するポイントの合成からポイント毎に生成される。
【００２１】
明らかなことであるが、通常は、４つよりかなり多い位相エンコード勾配が存在し、且つ４つより多いコイルが用いられる。それにも拘らず、ＳＭＡＳＨ法においては、数が減少された位相エンコード勾配について測定がなされ、除外された位相エンコード勾配に対応するデータはＳＭＡＳＨ法を用いて生成される。
【発明の開示】
【課題を解決するための手段】
【００２２】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置であって、対象となる領域において磁気共鳴（ＭＲ）活性原子核を励起する手段、対象となる領域からデータを受信するための少なくとも２つのｒ．ｆ．受信コイル、励起されたＭＲ活性原子核を空間的にエンコードするために位相エンコード方向においての磁界勾配のセットを生成するための手段、及び各々のセットが非常に広く間隔をおいた位相エンコード勾配を有するように少なくとも２つのセットに分割され且つ各々のセットから画像領域の完全な表示を再生するためにコイルから複数の信号を用いることにより受信された信号を処理する手段から構成される磁気共鳴イメージング装置を提供する。
【００２３】
少なくとも２つの完全な表示を生成するためにアレイコイルを使用することにより、例えば、１つの特定の位相エンコード勾配の収集の間の患者の動きのような関係のないプロセスによる変動が識別されることが可能である。
【００２４】
一旦そのようなスプリアス（ｓｐｕｒｉｏｕｓ）結果が識別されると、その結果を扱うには種々の方法がある。例えば、全表示を簡単に平均化することが可能であり、又は、スプリアスデータをハイライトするために、例えば何とかして減じることにより、全表示を比較することが可能である。従って、データが特定の位相エンコード勾配において収集されたとき、例えば患者が動くことにより１つの特定のラインが結果的にスプリアスになる場合、改善された結果を得るために、オリジナルのデータのセットは単一の位相エンコード勾配において収集されたデータの除外と共に再処理されることが可能である。
【００２５】
各々のセットからの画像領域の表示は、ＳＥＮＳＥプロセスにおけるように、画像ドメインの状態とすることが可能であるが、好適には、実画像を生成するためにフーリエ変換が必要であるように、それは空間周波数即ちｋ空間ドメインの状態である。後者の方法は、既知のＳＭＡＳＨ法のような、コイル構成の知識から概念的な補間位相エンコード勾配の生成を用いることを意味している。しかしながら、又、本発明者の同時係属の特許出願の参考文献Ｐ／６３２４７に説明されているように、補間された位相エンコードラインの構成のための一般化された方法により再生を実行することが可能である。
【００２６】
磁気共鳴イメージング装置及び方法については、例として添付した図面を参照して、以下、詳細に説明することとする。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２７】
本発明の磁気共鳴イメージング装置は、図１に示した種類の電磁石のボアに沿って伸びる軸について配列された、図６に示すような既知の脊椎用コイルから構成される。患者は、図１に示す方法で電磁石のボア２内でスライドされるが、脊椎用コイルアレイ６乃至１３は、ボアの軸に沿って横になっている患者の下に配列されている。
【００２８】
図１０及び１１を参照して上述した例を用いて続けるが、ＳＭＡＳＨ法においては、アレイには４つのコイルのみを備え、そこでは４つの位相エンコード勾配のみが適用されると仮定され、１６個の信号が、各々のコイルについての各々の位相エンコード勾配におけるアレイのコイルから収集される。このことから、それらの位相エンコード勾配における合成ライン（図１０）は、それらの合成ライン間の補間ラインと共に生成される（図１１）。
【００２９】
この目的は、現在の補間ラインを伴う近接間隔のラインに対応する画像は位相エンコード勾配の数の半分を犠牲にして生成されるため、データ収集時間を節約することができる。
【００３０】
本発明に従って、ＳＭＡＳＨ法の測定された位相エンコード勾配の各々において、且つ図１１に示した方法で予め計算された位相エンコード勾配においても又、データの全セットは収集される。
【００３１】
個々のコイルから収集された信号（ＳＭＡＳＨ法の位相エンコード勾配の２倍）は、ここで、図１３及び１４に模式的に示されるように２つのサブセットに分割され、他の位相エンコード勾配において収集されたデータは一緒にグループ化される。ＳＭＡＳＨ法は、次いで、ｋ空間のラインの２つの完全なセットが生成されるように、２つのサブセットの各々からデータの全セットを再生するために用いられる（図１５及び１６）。
【００３２】
画像化されるべき領域のこれら２つの表示は、ここで、種々の方法で処理されることが可能である。先ず、ｋ空間のマトリクスを簡単に配列することが可能である。次いで、１つの位相エンコード勾配からのデータが収集される間にまるで患者が動いたかのようなスプリアスデータの影響が低減される。
【００３３】
しかしながら、ｋ空間におけるデータの２つの表示は、１つを他から減じられる。この結果は、スプリアスデータが存在する場合、一般的なノイズであり、その場合、明確になる。このような場合、初めに受信されたデータは、スプリアスデータを除外して、再処理されることが可能である。
【００３４】
例えば、第１の位相エンコード勾配が適用されたとき、患者が動いたことを想像されたい。これは、図１３におけるｋ空間の第１ラインが正常に機能しなくなり、一方、図１４のそれは機能が損なわれていないことを意味する。図１６における再生データは欠陥となることはなく、一方、図１５により表されたデータは欠陥となる。１つを他から減じることは、図１５のライン１及びライン２がスプリアスであることを示している（ライン１及び２は、図１３のコイル出力のライン１により生成されるからである）。図１２において受信され表示されたデータは、次いで、画像品質における著しい改善の結果を用いて、ＳＭＡＳＨ法又は他の方法を用いて再処理されることが可能であり、第１位相エンコード勾配において収集されたデータを除外し、他の複数のコイルからデータのまさにこのラインを再生させる。
【００３５】
他方、アーチファクトが存在しない場合、データは最適な信号対ノイズ比のために再構成されることができる。
【００３６】
再生された画像を生成するための処理は、ＳＭＡＳＨ法を用いることを置き換えて説明した。しかしながら、本発明者の同時係属の特許出願の参考文献Ｐ／６３２４７に説明されている空間高調波の再構成のための一般化された方法を等化的に十分用いることが可能である。
【００３７】
又、再生は、ＳＥＮＳＥ法におけるように、画像ドメインにおいて実行し、再構成画像を比較することが可能である。
【００３８】
参照文献は４つの位相エンコード勾配に対して説明している一方、一般には、かなり多くの数、例えば２５６個が用いられ、その場合、２５６個のデータポイントが又、位相エンコード方向において収集される。
【００３９】
アレイコイルについては任意の数のコイルを用いることが可能であり、所望により２つ以上のデータのセットが収集されることが可能である。ＳＥＮＳＥ法が用いられる場合、図１に示されるような一対の受信コイルを用いることが可能であり、本発明者の同時係属の特許出願の参考文献Ｐ／６３２４７に説明されている装置が用いられる場合、平面的な前方コイル及び後方コイルの単一ペアが用いられる。
【００４０】
本発明においては、全ての種類の電磁石、即ち、抵抗型又は超伝導型のものを適用することが可能であり、又、全てのタイプの磁石構成、即ち、ソレノイド型又は開放型のものを適用することが可能である。
【００４１】
本発明においては、好適な実施形態を参照して説明した。明らかに、以上詳述した内容を読んで理解することにより、修正及び変形が心に浮かぶことであろう。本発明は、請求項の範囲内であるか又はそれと等価であるような、そのような修正及び変形全てを包含するものであると、解釈されるように意図している。
【図面の簡単な説明】
【００４２】
【図１】既知の磁気共鳴イメージング装置の概略的な軸方向断面図である。
【図２】磁気共鳴イメージング装置の受信コイルにより取得された信号から得られたｋ空間におけるデータ表示を示す図である。
【図３】ｋ空間におけるデータにより表された画像ドメインにおける形の表示を示す図である。
【図４】磁気共鳴イメージング装置の受信コイルにより取得された、減少された数の位相エンコード勾配を用いてｋ空間におけるデータ表示を示す図である。
【図５】図４のデータにより表された画像ドメインにおけるエイリアジングされた形を示す図である。
【図６】ＳＭＡＳＨタイプの画像形成において用いられるコイルのアレイの斜視図である。
【図７】図６におけるアレイのコイルの空間感度プロファイルを示すグラフである。
【図８】サイン波変調を生成するために重み付けされた図７のプロファイルを示すグラフである。
【図９】図８の重み付けにより生成された単純化されたサイン波を示すグラフである。
【図１０】信号が収集された位相エンコード勾配において合成ラインを生成するためのＳＭＡＳＨ法に従ったｋ空間のラインの生成を示す図である。
【図１１】測定がなされた勾配間に補間された位相エンコードラインを生成するためのＳＭＡＳＨ法に従ったｋ空間のラインの生成を示す図である。
【図１２】本発明の実施形態に従って収集されたｋ空間のライン示す図である。
【図１３】非常に広い間隔をとった位相エンコード勾配をもつ第１セットを生成するためのラインの分割を示す図である。
【図１４】非常に広い間隔をとった位相エンコード勾配をもつ第２セットに図１２のｋ空間のラインを分割することを示す図である。
【図１５】図１３のラインから分割された再生されたｋ空間のラインのセットを示す図である。
【図１６】図１４のｋ空間のラインから生成された再生されたｋ空間のラインのセットを示す図である。
【図１０】
2004528099.tif 000003
【図１２】
2004528099.tif 000004
【国際公開パンフレット】
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2004528099.tif 000006
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2004528099.tif 000019
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2004528099.tif 000021
2004528099.tif 000022
【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
2004528099.tif 000023
【国際調査報告】
2004528099.tif 000024
2004528099.tif 000025