(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｋ−スペースの正の部分がｎセグメントに区分され、またＫ−スペースの負の部分が対応するｎセグメントに区分され、正負両方のＫ−スペースの第１セグメントが最も高い空間周波数成分のビユーを持ち、後続のセグメントが順次低い空間周波数成分のビユーを持ち、そしてＫ−スペースの最も中央にあるｎ番目のセグメントが最も低い空間周波数成分のビユーを持つ磁気共鳴シネ撮像装置であって、
（ａ）磁気共鳴の撮像領域の被検者の心臓周期をモニタリングして、
（ｂ）心臓周期と連動して、連続したエコー・シーケンスで成すグループを連続的に発生し、対応する複数のエコー信号を受信し、前記エコー信号のそれぞれがＫ−スペースの一つのビユーに対応して、前記各グループが被検体の各心臓鼓動周期内であって、所定時間間隔で得るビューの一群であり、前記各グループがＫ−スペースの正あるいは負の前記セグメントに対するビューを含むものであり、それぞれの前記グループの中でのすべてのビユーは正のＫ−スペースの部分と負のＫ−スペースの部分のいずれか一つから成り、
（ｃ）複数のモニターした心臓周期の各々で、  Ｋ−スペースの正あるいは負の前記セグメントの各々に対し、Ｋ−スペースの正あるいは負の部分のｎ番目のセグメントにおいて、
前記各グループ内で同じタイミングで得られる各ビューが実質的に同じタイミングで先行して得たビューと別の継続するビューであり、このビューを含む前記各グループが来るように、前記工程（ｂ）を繰り返して、
それによってＫ−スペースの正と負の部分の第ｎ番目に対する全てのビューが
被検体の各心臓鼓動周期内の同じタイミングポイントで得るものであって、
（ｄ）各セグメントのビューがＫ−スペースの正と負部分の両方において全て得られるまで前記工程（ｃ）を繰り返して、
（ｅ）複数のモニターされた前記周期のそれぞれにおいて前記エコー信号を前記グループごとに選別して、
（ｆ）前記各グループのエコー信号からフレーム画像表現を再構成する、
ことを特徴とする磁気共鳴シネ撮像装置。
【請求項２】
前記各グループにおいて、Ｋ−スペースの前記ｎ番目のセグメントへのビューに対応するエコー信号が前記各グループ内の中央のタイミングに発生され、またＫ−スペースの第１と第２セグメントへのビューに対応するエコー信号が前記各グループの両端にあり、
それによって、前記中央のタイミングの前記エコーに対応するビューが、被検者の心臓鼓動周期のそれぞれの間隔の中央のタイミングに集中する請求項１記載の磁気共鳴シネ撮像装置。
【請求項３】
Ｋ−スペースのビューが連続的に番号付けされ、また前記各グループにおいて、すべてのビューが偶数および奇数のいずれかの番号付けをされた請求項１あるいは２の磁気共鳴シネ撮像装置。
【請求項４】
モーション・センシタイズド・エコー・シーケンスと参照エコー・シーケンスを発生させて、Ｋ−スペースの各ビューに対応するモーション・センシタイズド・エコー信号ならびに参照エコー信号を受信する、エコー・シーケンス発生工程と
各フレームに対応する参照エコー信号とモーション・センシタイズドエコー信号を分離する選別手段と、
前記各グループの前記モーション・センシタイズドエコー信号と前記参照エコー信号が別々の参照とモーションセンシタイズドとのフレーム画像に再構成する手段と、
更に流れの画像を造る為に同じグループに対応する参照とモーション・センシタイズドとのフレーム画像の減算手段を含み、
それによって、被検者の複数回の心臓鼓動の内の一つ周期間隔に対応して複数の流れの画像を形成する請求項１乃至３のいずれかの１項記載の磁気共鳴シネ撮像装置。
【請求項５】
前記参照とモーション・センシタイズドエコー信号のビューを同じグループに繰り返し集めた請求項４記載の磁気共鳴シネ撮像装置。
【請求項６】
Ｋ−スペースの正の部分がｎセグメントに区分され、またＫ−スペースの負の部分が対応するｎセグメントに区分され、正負両方のＫ−スペースの第１セグメントが最も高い空間周波数成分のビユーを持ち、後続のセグメントが順次低い空間周波数成分のビユーを持ち、そしてＫ−スペースの最も中央にあるｎ番目のセグメントが最も低い空間周波数成分のビユーを持つ磁気共鳴シネ撮像装置であって、
（ａ）磁気共鳴の撮像領域（１４）の被検者の心臓周期をモニタリングするための心臓モニタリングのための手段（３４）と、
（ｂ）心臓周期と連動して、連続したエコー・シーケンスで成すグループを連続的に発生し、対応する複数のエコー信号を受信し、前記エコー信号のそれぞれがＫ−スペースの一つのビユーに対応して、前記各グループが被検体の各心臓鼓動周期内であって、所定時間間隔で得るビューの一群であり、前記各グループがＫ−スペースの正あるいは負の前記セグメントに対するビューを含むものであり、それぞれの前記グループの中でのすべてのビユーは正のＫ−スペースの部分と負のＫ−スペースの部分のいずれか一つから成る手段（１２、２０、２２、２４、２６、２８、３０、４０）と、
（ｃ）複数のモニターした心臓周期の各々で、  Ｋ−スペースの正あるいは負の前記セグメントの各々に対し、Ｋ−スペースの正あるいは負の部分のｎ番目のセグメントにおいて、
前記各グループ内で同じタイミングで得られる各ビューが実質的に同じタイミングで先行して得たビューと別の継続するビューであり、このビューを含む前記各グループが来るように、前記工程（ｂ）を繰り返して、
それによってＫ−スペースの正と負の部分の第ｎ番目に対する全てのビューが
被検体の各心臓鼓動周期内の同じタイミングポイントで得る手段（１２、２０、２２、２４、２６、２８、３０、４０）と、
（ｄ）各セグメントのビューがＫ−スペースの正と負部分の両方において全て得られるまで前記工程（ｃ）を繰り返す手段（１２、２０、２２、２４、２６、２８、３０、４０）と、
（ｅ）複数のモニターされた前記周期のそれぞれにおいて前記エコー信号を前記グループごとに選別する選別手段（４４）と、
（ｆ）前記各グループのエコー信号からフレーム画像表現を再構成する手段（７０）と、
を具備することを特徴とする磁気共鳴シネ撮像装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は磁気共鳴シネ撮像に関するものである。それは特に定量的な流れのシネ撮像に関連する応用に用途があり、ここでは特にその用途と関連して説明することとする。しかしながら本発明が心臓，血管造影，循環系，ブラックブラッド（black blood），その他の流体の流れがシネ撮像される検査等に関連する応用にも用途があることは認識されるべきである。
【０００２】
【従来の技術】
シネ画像（cine image)は通常グラジェントエコーを用いて得られて来た。グラジェントエコーは高速の繰り返しが可能で例えば６００ｍｓｅｃに６４回の繰り返しが可能である。これは心臓造影において６４−１００回のフレームすなわち画像の各々に対するデータ観測が一心臓周期に集められることを可能にする。各フレームは約１０ミリ秒で置換される。連続して表示されるとフレーム画像は心臓周期を約１０ｍｓｅｃの解像度で描くことになる。
【０００３】
一般にすべてのビユーが一回の呼吸停止期間中に集められると、最適の心電図同期心臓シネ画像が達成される。一呼吸停止期間中に全部のビユーを集めることは肺運動に起因する動きのアーチファクト（artifact)を除去する。心臓の領域では呼吸の停止期間と停止期間の間の心臓の位置の誤描写はかなり大きいことがある。
【０００４】
一回の呼吸停止期間中の心臓鼓動は典型的に１６−２０である。一回の呼吸停止期間中の各心臓周期ごとのフレーム画像につき一度だけのビユーを取るとすると各フレーム画像は１６−２０のビューに制限されることになる。フレーム毎のビユーの数を増やすためには数回の呼吸停止を通じてデータ取りを続ける必要がある。しかし心臓とそれを取り巻く組織は各肺周期ごとに動くので、次々の呼吸停止ごとに正確には元の位置には戻らないのが普通である。
【０００５】
“ Cineangiography of the Heart in a Single Breath Hold with a Segmented TurboFLUSH Sequence ” Radiology,Vol.178,pp.357-360,Akinson and Edelman (RNA,1991)，に記述されている一つの技法ではｋ−スペースの１２８のライン即ちビユーが各１６ビユーの８セグメントに組分けされている。各心臓周期から得られた磁気共鳴エコーの結果は各８ビユーの１６グループに組分けされる。グループの数は患者の心臓鼓動数による。１６−２０  の連続心臓鼓動の各グループ内の８ビユーは別々に位相エンコードされて同じフレーム画像の１２８ビユー（１６×８）として処理される。このようにして画像ごとに各１２８ビユーを持った心臓周期のマルチフレーム画像が作られる。より特定的に言えば、第１心臓鼓動ではビユー即ちライン１，１７，３３，等々が集められ、第２心臓鼓動ではライン２，１８，３４，等々が集められと言う様に続くのである。これらの一連の生データは、再構成の為の１２８ビユーのデータ・セットを多数のフレームの各々に形成するために割込み処理すなわちインターリーブされる。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
上記のアトキンソンとエデルマンのｋ−スペースのセグメンテーションの欠点の一つは得られた結果のフレームにぼけがあることである。本発明者はこのぼけの原因は継続する心臓周期の異なる回の中心ビユー（最大の信号力と画像情報を持つビユー）の取り方にあることを認識した。上記に例示された８セグメント、１６心臓鼓動のシーケンスにおいて各グループの中心ビユーは心臓周期の異なる時間に置換される二点の間を交互に行き来している。
【０００７】
磁気共鳴スキャナーの共通の問題は高速で変化する勾配磁場（magnetic gradient)例えば位相エンコード勾配によって低温保持装置に渦電流が発生する事である。これらの渦電流は数々の画像のアーチファクトや歪みを引き起こす。一般に渦電流の影響は渦電流が消し合いやすいように交番の極性の傾斜を持つシーケンスを用いる事で小さくできる。上記のAtkinsonの技法の一つの問題点は一度の心臓鼓動即ち繰り返しにおいて正負両方のＫ−スペースからのビユーを取っていることである。もしリワインド・パルス（rewind pulse)が有るとこれは同じ極性を持った二つの位相エンコード勾配が連続的に印加される結果になる。同じ極性の二つの傾斜の連続的印加は傾斜電流を消し合うよりはむしろ足す結果になり傾斜電流によるア−チファクトや歪みを増加する傾向がある。
【０００８】
ＤＣアーチファクトやエンコードされない信号を画像の中心から端へ押しやるためにＲＦの０°−１８０°の位相サイクリング（phase cycling)を行うのが普通である。例えば交番のビユーやサイクルでＲＦパルスの位相は１８０°オフセットされる。上記のAtkinsonとEdelmanの技法ではグループとセグメントの大きさがいずれであっても、いずれのグループも偶数番号ビュー若しくは奇数番号ビューに連続して、奇数番号ビューと偶数番号ビューが繰り返されていた。これが０°−１８０°の位相サイクリングを不可能にしている。
【０００９】
本発明は上述の問題点を克服した磁気共鳴シネ・イメージングの装置を提供するものである。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明の第１の態様によれば、Ｋ−スペースの正の部分がｎセグメントに区分され、またＫ−スペースの負の部分が対応するｎセグメントに区分され、正負両方のｋ−スペースの第１セグメントが最高の順位（order)の周波数成分のビユーを持ち、後続のセグメントが順次低い順位の周波数成分のビユーを持ち、そしてｎ番目のセグメントが真中の最低の順位の周波数成分のビユーを持つ磁気共鳴シネ撮像装置であって、該装置は、ａ）磁気共鳴の撮像領域の被検者の心臓周期のモニタリングを行ない；  ｂ）モニターされる心臓周期と連動して、連続したグラジェントエコー・シーケンスのグループを継続して発生し、さらに、この複数のグラジェントエコー信号に対応して受信し、一つのグラジェントエコー信号がＫ−スペースの一つのビユーに対応して、正のK−スペース部と負のK−スペース部の一部を構成するように、複数の前記ビューから成る各々のグループであって、ｃ）  モニタ下の複数の心臓周期の各々の実質的に同じ時間に各グループが来るように工程（ｂ）を繰り返し；ｄ）  各グループが被検者の心臓周期の異なった時間間隔に対応するようにグループによってエコー信号を選別し；  ｅ）  各グループのエコー信号からフレーム画像表現（frame image representation)を再構成する工程から成る。
【００１１】
本発明の第２の態様によれば、Ｋ−スペースの正の部分がｎセグメントに区分され、またＫ−スペースの負の部分が対応するｎセグメントに区分され、正負両方のｋ−スペースの第１セグメントが最高の順位の周波数成分のビユーを持ち、後続のセグメントが順次低い順位の周波数成分のビユーを持ち、そしてｎ番目のセグメントが真中の最低の順位の周波数成分のビユーを持つ磁気共鳴シネ撮像装置であって、該装置は、ａ）磁気共鳴の撮像領域の被検者の心臓周期のモニタリングし；  ｂ）  モニターされる各心臓周期と連動して連続したエコー・シーケンスのグループのシリーズを発生し、対応する複数の磁気共鳴エコー信号のグループを受信し、各エコー信号は各グループのＫ−スペースの一つのビユーに対応し、エコー・シーケンスの隣接した対がモーション・センシタイズド・エコー信号および同じビユーに対応する参照エコー信号を発生し；ｃ）  モニタ下の複数の心臓周期の各々の実質的に同じ時間に各グループが来るように工程（ｂ）を繰り返し；ｄ）グループによってまたは各グループ内のモーション・センシタイズドと参照信号とによってエコー信号を選別し；  ｅ）  各グループのエコー信号からモーションセンシタイズド・フレーム画像および参照フレーム画像を再構成し；  ｆ）同じグループに対応する参照およびモーション・センシタイズド・フレーム画像を引き算して流れの画像を造り出し、それによって各々が被検者の心臓周期の時間間隔の一つに対応する複数の流れの画像を作成する工程から成る。
【００１２】
上記の第１と第２の態様による装置において、好ましくは各々のグループでＫ−スペースのｎ番目のセグメントに要するビユーに対応するエコー信号は各グループ内で最も中央に位置して発生させ、またＫ−スペースの第１と第２のセグメントに要するビューに対応するエコー信号は各グループの両端にあり、それによって中心のビューは被検者の心臓周期の各時間間隔の中央に集められる。
【００１３】
本発明の第３の態様によれば、Ｋ−スペースの正の部分がｎセグメントに区分され、またＫ−スペースの負の部分が対応するｎセグメントに区分され、正負両方のｋ−スペースの第１セグメントが最高の順位の周波数成分のビューを持ち、後続のセグメントが順次低い順位の周波数成分のビューを持ち、そしてｎ番目のセグメントが真中の最低の順位の周波数成分のビューを持つ磁気共鳴シネ撮像装置であって、ａ）磁気共鳴の撮像領域の被検者の心臓周期のモニタリングし；  ｂ）  モニタされる各心臓周期と連動して連続したエコー・シーケンスのグループのシリーズを発生し、対応する複数の磁気共鳴エコー信号のグループを受信し、各エコー信号は各グループのＫ−スペースの一つのビューに対応し、Ｋ−スペースのｎ番目のセグメントのビューに対応するエコー信号は各グループの共通の中心の位置で発生され；  ｃ）  モニター下の複数の心臓周期の各々の実質的に同じ時間に各グループが来るように工程（ｂ）を繰り返し；  ｄ）  各グループが被検者の心臓周期の異なった時間間隔に対応するようにグループによってエコー信号を選別し；  ｅ）  各グループのエコー信号からフレーム画像表現を再構成する工程から成る。
【００１４】
本発明の装置によれば、エコー・シーケンスを発生する工程は好ましくはモーション・センシタイズド・エコーのシーケンスと参照エコーのシーケンスの発生ならびにＫ−スペースの各ビューに対応するモーション・センシタイズド・エコーの信号と参照エコー信号の受信を含むものとし、選別の工程では各フレームに対応する参照とモーション・センシタイズドのエコーの信号は分離されており、再構成の工程では各グループのモーション・センシタイズドと参照エコーとの信号は分離された参照とモーション・センシタイズドとのフレーム画像に再構成され、更にまた流れの画像を造るために同じグループに対応する参照とモーション・センシタズドとのフレーム画像を引き算することを含み、それによって各々が被検者の心臓周期の時間間隔の一つに対応する複数の流れの画像が作られる。
【００１５】
【発明の効果】
本発明の一つの利点は特別のハードウェア無しで標準のＭＲスキャナーで実行できることである。
本発明のもう一つの利点は得られた結果の画像がエコープラナー・イメージ（echo planar image)に比し、より高い空間解像度とより高いシグナル・ノイズ比を持っていることである。
本発明のもう一つの利点は全部の中心のビューが各グループ内の同一の点で、したがって各心臓周期内の同一の点で得られ、これがぼけを小さくしていることである。
本発明のもう一つの利点は正のＫ−スペースと負のｋ−スペースを分離して扱うことにより渦電流の影響を小さくしていることである。
本発明の更にもう一つの利点は定量的な流れのシネ画像の生成を可能にしていることである。
【００１６】
【実施例】
一つの磁気共鳴シネ撮像装置について、添付の図を参考にした例を用いて以下ここに説明する。
【００１７】
図１・図２を参照して説明すれば、本装置は主磁場制御器１０を備え、これが超伝導もしくは常伝導のマグネット１２を、検査領域１４を通るＺ軸に沿って縦方向に実質的に均一な主磁場が作り出されるように、制御する。磁気共鳴エコーを発生する手段はＲＦと磁場のパルスのシーケンスを印加して磁気共鳴エコー、好ましくはフィールドまたはグラジェントエコーを発生させる。特に傾斜・パルス増幅器２０は電流パルスをグラジェントコイル２２に印加し検査領域の直交するｘ，ｙ，ｚ軸に沿った勾配磁場を作り出す。ラジオ周波数発振器２４はＲＦパルスをＲＦコイル２６へ送信しその結果ＲＦパルスが検査領域１４に送信されて磁気共鳴を励起しまた励起された磁気共鳴を操作する。ラジオ周波数受信機２８は検査領域から放射されてＲＦコイル２６またはサーフェース・コイル（surface coil)（図示せず）によりピックアップされる磁気共鳴信号を受信する。
【００１８】
シーケンス・制御手段３０は傾斜・パルス増幅器２０および送信機２４を制御して、フィールドまたはグラジェントエコー・イメージング・シーケンスのシリーズを発生する。さらに特に好ましい具体例では、主シーケンス・制御３２は心臓モニター３４でゲートされてグラジェントエコー・シーケンスのシリーズを開始する。主シーケンス・制御手段３２はモーション・センシタイズド・シーケンス・制御３６および参照即ちモーション・インセンシティヴ・シーケンス・制御(motion insensitive sequence control)３８を制御する。モーション・センシティヴ(motion sensitive)ならびに参照シーケンス・制御は、 ネイラ及びパッタニ（Nayler and Pattany）の米国特許第４，６８９，５６０号 に例示されるような一軸に沿った傾斜が他軸に沿ったものに対し時間的または振幅的にシフトされるシーケンスと類似のグラジェントエコー・イメージング・シーケンスを実行する。
【００１９】
極性交番手段４０はＲＦの０°−１８０°の間のサイクリングを起こす。好ましい具体例では、位相交番手段はラジオ周波数励起パルスならびに受信器２８（好ましくはデジタル受信器）の位相を交番のビューにおいて逆転させる手段４０を含む。
【００２０】
図３を参照して説明すると、受信機２８で受信される各磁気共鳴エコー信号はシネ画像シーケンスのフレームの対応する一つのためのデータの一つのビュー即ちラインに対応する。各ビューは複数、例えば２５６、の周波数でエンコードされたデジタルの値を持つ。各ビューは位相エンコーディングの２ｎの一つに位相エンコードされる。すなわちグラジェントエコー・シーケンスの各繰り返しにおいて、図４に示されるように、位相エンコード勾配４２はｎポジチヴ（またはゼロ）の一つかあるいはｎネガティヴ・スッテプの一つと共に印加される。選別手段４４（図１・図２）は複数のフレーム画像メモリ４６の中のシネ画像の同じフレームに対応してエコー信号を選別する。
【００２１】
図３に示されるように、メモリ４６の各々のデータは、一般にＫ−スペースとして知られるが、一方向には位相でエンコードされ他方向には周波数でエンコードされたデータのマトリックスとして記憶される。位相でエンコードされた中心のビュー５０はゼロの位相エンコーディングを持つ。Ｋ−スペースの正の側５２の各ビューは上へ順次１工程毎に増加の位相エンコーディングを持ち一番上のビュー５４が最大すなわち最高の周波数位相のエンコーディングを持っている。類似的に、反対の極性を持つように位相エンコードされたビューがＫ−スペースの負の部分５６にある。Ｋ−スペースの負の部分のビューは下へ順次１工程毎に増大の反対の極性のエンコーディングを持ち一番下のビュー５８が最大すなわち最高周波数の負極性の位相エンコーディングを持つ。中心に最も近いビューすなわちゼロ位相のエンコーディングのビュー５０は最大の画像情報と最良のシグナル・ノイズ比を持っている。
【００２２】
図５を参照し、さらに引き続き図３を参照して、より第１拍目の心臓周期R―波６０は心臓モニター３４にグラジェントエコー・シーケンス（例えば６４回、または連続させたシーケンスで約１０ｍｓｅｃ．の繰り返し時間）をトリガーさせる。グラジェントエコー・シーケンスの６４回の繰り返しは次のＲ−波６２以前の時間間隔、すなわち一回の心臓周期間隔中に起きる。Ｋ−スペースはそこで２ｎのセグメントに分割され、セグメント番号ｎと−ｎは真中にあり、セグメント１と−１は最外端で最高の周波数成分を持つ。類似的に各心臓鼓動内のグラジェントエコー・シーケンスの繰り返しは、ｎビューのグループで繰返す。Ｋ−スペースの各セグメントはｙ／２のビューを持つ、ここでｙは一回の呼吸停止中の被撮像心臓周期数である。
【００２３】
発生された磁気共鳴エコーは類似的にｎ個の隣接するエコーすなわちビューのグループに分割される。ｎ番目のすなわちＫ−スペースの真中セグメントからのビューは各グループ内で同じ中心の位置に生ずる。図５に示される例ではｎ＝５で、各グループの真中のエコーは五番目のセグメントになる。真中のビューに最も近接する二つのビューはその次に最も低い二つのセグメント、すなわちＫ−スペースの三番目と四番目のセグメントになる。その次に最も中心に近いビューが次に配列され、等々と、各グループの端には最少数値のビューが置かれ、順次に中心(least central)のセグメントまで続く。表１はグループ・サイズが３とｎの間にある各グループ内でそこからビューの順序とセグメントの関係を示している。
【００２４】
【表１】
0003684513.tif 000002
【００２５】
正のＫ−スペースのデータを集めた後、シーケンスのシリーズは負のＫ−スペースである半分のビューの為に繰り返される。対応する負のセグメントのビューは各グループ内の同じ相対的位置すなわち心臓周期に対し同じ時間に生ずる。
【００２６】
集められるビューの数が２の倍数の整数の場合（しかし４の整数倍数ではない）には奇数と偶数のビューが繰返し的に起こり得て、０°−１８０°の位相サイクリングと干渉する。０°−１８０°の位相サイクリングを準備する為にはビューの数はグループ・サイズの４倍の倍数が好ましい。図６と図７はセグメントの数が５でビューの総数が４０の例を挙げている。図６に示されるように真中のビュー５０は０番目のビューとして表示されている。Ｋ−スペースの正の側のｎ番目即ち５番目のセグメントは０から３までのビューを含み、４番目のセグメントは４から７までのビューを含み、・・・・、そして一番目のセグメントは１６から１９までのビューを含む。類似的に、Ｋ−スペースの負の側のｎ番目即ち５番目のセグメントは−１から−４までのビューを含み、４番目のセグメントはー５からー８までのビューを含み、・・・・、１番目のセグメントはー１７からー２０までのビューを含む。このようにして、Ｋ−スペースは５セグメントに分割される４０ビューを含み、それはＫ−スペースの全体を８回の心臓周期でサンプル可能にする。  Ｋ−スペースの正の半分の偶数の付いたビューだけが与えられた一心臓周期にサンプルされ、Ｋ−スペースの正の半分の奇数の付いたビューだけが与えられた一心臓周期にサンプルされ、Ｋ−スペースの負の半分の奇数の付いたビューだけが与えられた一心臓周期にサンプルされ、そしてＫ−スペースの負の半分の偶数の付いたビューだけが与えられた一心臓周期にサンプルされる。  図７に示されるように、１番目の心臓周期で、ｋ−スペースのビューは１９，１１，３，７，１５の順番にサンプルされる。２番目の心臓周期ではビューは１８，１０，２，６，１４の順番でサンプルされる。３番目と４番目の心臓周期で正のｋ−スペースの残りの部分がサンプルされる。５番目の心臓周期でビューは−１７，−９，−１，−５，−１３とサンプルされる。６番目の心臓周期でビューは−１８，−１０，−２，−６，−１４とサンプルされる。負のｋ−スペースの残りが７番目と８番目の心臓周期でサンプルされる。すべてのビューの完全な集合が下記の表２に要約されている。
【００２７】
【表２】
0003684513.tif 000003
【００２８】
再び図１・図２に戻って、選別手段４４は各フレームに対応するビューをフレーム・メモリ４６の対応する一つに選別する。図６にグループ当たり５ビューの例として示されるようにビューはｋ−スペースのマトリックスを本質的に作るべく選別される。二次元の逆フーリエ変換または他の画像再構成手段７０は各マトリクスを対応する画像の表示に再構成し、それは対応するフレーム画像メモリ７２に記憶される。画像選択手段７４はオペレータ・制御・パネル７６または同種のもので制御され一つまたはそれ以上のフレーム画像を表示用に選択する。ビデオ・フォーマッティング手段７８は選択された各画像のフォーマットをビデオ・モニター８０の表示用に適したフォーマットに調整する。オペレータは画像選択手段を制御してビデオ・モニターの表示が心臓周期の間の心臓の運動を描き出すような選択速度で順序よく各フレーム画像を選択出来るのが好ましい。
【００２９】
この同じ手法は定量的な流れの画像を生成するのにも利用され得る。一回の呼吸停止期間中に、そして好ましくは一回の心臓周期中に、グラジェントエコー・シーケンスが印加されモーション・センシティヴ画像と参照画像のビューに対応するグラジェントエコーを発生する。各フレーム用の参照画像のビューは選別手段によって選別されて各撮像・フレーム用のフレーム参照メモリに記憶される。類似的にモーション・センシタイズド・フレームのビューはフレームによってフレーム・メモリの対応する一つに選別される。参照とモーション・センシタイズド・ビューは再構成手段７０によって各フレーム用の参照とモーション・センシタイズド画像を作るためにフレーム毎に再構成される。減算器８２は各フレームに対応する参照とモーション・センシタイズド画像を引き算し、対応する量子化モーション画像メモリ８４に記憶される差分即ち量子化モーション画像を作り出す。イメージ選択手段７４は、量子化モーション画像のシネ・シーケンスがビデオ・モニター８０上に表示され得るように量子化・モーション画像メモリに接続されている。
【００３０】
図４について、参照とモーション・センシタイズド・シーケンスの両者はＲＦパルス９０と第１極性のスライス選択傾斜９２の同時印加によって開始される。反対極性の相補スライス選択パルス９４と第１極性の第３スライス選択パルス９６がこれに続く。説明を簡単にするために、三つのスライス選択パルスは同一振幅で、パルス９６がパルス９４の期間の半分で、ＲＦ励起パルス９０の中心の後に生ずるパルス９２のセクションにほぼ一致するような期間を持つのものとする。スライス選択方向のパルスの大きさ（magnitude）と期間はスライス面に垂直に運動する物質の磁化がリフェーズ(rephased)されるように選択される。直行する方向において、ある極性のリード(read)・・パルス１００が反対極性の第２リード・傾斜・パルス１０２に続かれ、次いで結果として生ずるフィールド即ちグラジェントエコー１０６を周波数エンコードするリード・傾斜・パルス１０４に続かれる。説明を簡単にするために、リード・傾斜・パルス１００，１０２，１０４は、パルス１０２の期間の約半分で傾斜・パルス１０４の開始と結果として生ずるグラジェントエコー１０６の中心の間の期間にほぼマッチする、パルス１００と同一の振幅を持つものとして描かれている。スライス選択パルスの大きさと期間は読み軸に平行に運動する物質の磁化がリフェーズドされるように選択されている。位相エンコード勾配４２は位相エンコード勾配工程即ち、図６に示すＫ−スペースのビューを、グラジェントエコー１０６の前に印加される。そのエコーに続いて、巻き戻し位相傾斜１０８が本システムから位相エンコーディングを除く為に位相エンコード勾配４２と反対の極性を持って印加される。これが位相エンコーディングがシーケンスの次ぎの繰り返しへ持ち越されるのを防いでいる。
【００３１】
位相マップされるべき流れ成分の方向の傾斜・パルスはグラジェントエコーへフローエンコードするように変えられる。示されている具体例では、モーション・センシタイズド・イメージング・シーケンスにおいて、スライス・選択傾斜９６´は参照シーケンスの傾斜成分９６に対してΔの大きさだけシフトされる。類似的に、モーション・センシタイズド・シーケンスにおいて、リード・傾斜成分１００´が読みの方向の流れの成分をエンコードするために参照シーケンス・傾斜の成分１００に対しシフトされてもよい。スライス選択と読みの両方の方向に斜めの成分を読むために、スライス選択と読みの傾斜成分が共にシフトされる。代わりに、傾斜・パルスが振幅シフトされても、あるいはまた米国特許第４,６８９，５６０号に詳細に説明されているように変えられてもよい。
【００３２】
速度をエンコードするために傾斜・パルスは、励起パルス９０の中心とグラジェントエコー１０６との間の０番目のモーメントが零になるように、しかし最初のモーメントが参照とモーション・センシチィヴ  シーケンスとの間で変わるように、振幅、時間を決められる。好ましくは第２およびそれ以上の順位のモーメントもまた共に零にされる。このようにして、差が第１モーメント即ち速度を表わす。類似的に、第１と第２モーメントを零にし第３モーメントは零にしないことによって加速度の画像を作ることができる。また類似的に非零の０番目のモーメントを作ることで静止している物の画像ができる。ある場合には、見る人の空間基準を改善する為に流れ速度のカラー表示と重ね合わせて同時に静止物の画像を半分の強さか白黒で表示するのも利点大であろう。
【００３３】
第１に、モーション・エンコードされた画像と参照画像が二度の呼吸停止期間に二つの別々のスキャンで集められることが出来る。これは使用可能フレーム・イメージの数を最大にするが、しかし流れエンコードされた画像と参照画像との間の誤登録の可能性を作り出す。第２に、参照とモーション・センシタイズド画像とが同じ呼吸停止期間の交互の心臓周期に得られてもよい。これは参照とモーション・センシタイズド・スキャンが心臓周期の同じ点で起こるので利点がある、しかし多くの市販のスキャナーでこれを実行するのは困難である。第３に、ビューの参照とモーション・センシタイズド・グループが単回の心臓周期中に交互に置かれ、即ちインターリーブされ、データの全セットが単回の呼吸停止期間中に集められてもよい。しかしこれは対応する参照とモーション・センシタイズド・ビューの間の時間的誤登録を招く結果となる。この誤登録は約１３ｍｓｅｃ．のグループ当たりのビュー数の倍数で、例えば５のグループでは約６５ｍｓｅｃ．である。第４にそして好ましくは、対応する参照とモーション・センシタイズド画像とは各グループ内でインターリーブされる。
【００３４】
図８を参照して、ここでも５ビューのグルーピングが続いているが、今各グループはセグメント１−５（アンダーライン無し）からの５の参照ビューとセグメント１−５（アンダーライン有り）からの対応する５のモーション・センシタイズド・ビューを持ち、各グループを１０ビューに拡大している。このことは勿論フレームの数を半分に減らしている。全シーケンスが下の表３に示されている、ここでアンダーライン有りのビューはモーション・センシタイズドのそしてアンダーライン無しのビューは参照のビューを夫々示している。
【００３５】
【表３】
0003684513.tif 000004
【００３６】
のようにして、対応する参照ならびにモーション・センシタイズド・ビューは一回のグラジェントエコー・シ−ケンスの繰り返し時間だけ、好ましい実施例では約１３ｍｓｅｃ．、タイムオフセットされる。
【００３７】
低い周波数・位相のエンコ−ド・データの中心加重（central weighting)との関連で説明されたが、この定量的モーション・イメ−ジング技法は下の表４に示される４０ビューのｋ−スペースの例のように、中心に並べられない技法にも応用できる事は認識されるべきである。
【００３８】
【表４】
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【００３９】
また、流れや静止のイメ−ジングの為の他のエコー・シ−ケンスも考えられるが、それらは下記文献に記載されている。
【００４０】
米国特許第４，６８９，５６０号及び第４，６８３，４３１号、及び
従来技術論文 "Blood Flow:Magnetic Resonance Imaging", Bradley et al.(RSNA1985);
"A FlowVelocity Zeugmatographic Interlace for NMR Imaging in Humans",Moran,Magnetic Resonance Imaging.Vol.1,pp.197-203 (1982);及び
"Mesurement of Flow with NMR Imaging Using a Gradient Pulse and Phase Difference Technique",Bryant,et al.,J.Comp. Asst. Tomography 8(4):588-593 (1984).
【図面の簡単な説明】
【図１】  装置の概略図である。
【図２】  装置の概略図である。
【図３】  本装置で使用されるｋ−スペースの好ましいセグメンテ−ションを示した説明図である。
【図４】  本装置で用いられる模範的なモーション・センシタイズド及び参照の磁気共鳴シ−ケンスを示した説明図である。
【図５】  本発明の好ましい一方法に従ってグループ化されたビューのタイム・シ−ケンスとの相対関係で心電図同期シネ撮像を取得する心臓鼓動を描いた説明図である。
【図６】  ４０ビューのイメ−ジイング・シ−ケンスを持ったｋ−スペースの５−ＷＡＹの対称的な中央から順序付けたセグメンテ−ションを示した説明図である。
【図７】数回の心臓周期の各々において集められたビューを示す説明図である。
【図８】  各グループ内のモーション・センシタイズド画像と参照のビューのインタ−リ−ブされたグル−ピングを示す説明図である。
【符号の説明】
１０：主磁場制御器，１２：マグネット，１４：検査領域，２０：パルス増幅器２２：グラジェントコイル，２４：ラジオ周波数発振器，２６：ＲＦコイル，２８：ラジオ周波数受信器，３０：シ−ケンス・コントロ−ラ系，３２：主シ−ケンス・コントロ−ラ，３４：心臓モニタ−，３６：モーション・センシタイズド・シ−ケンス・コントロ−ラ，３８：参照シ−ケンス・コントロ−ラ，      ４０：極性交番器，４４：選別器，４６：フレーム画像メモリ，７０：画像再構成器，７２：フレーム画像メモリ，７４：画像選択器，７６：オペレ−タ・コントロ−ル・パネル，７８：ビデオフォ−マットィング器，８０：ビデオ・モニタ−，      ８２：減算器，８４：モーション画像メモリ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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