JP3878176B2 - インターリービングされた投影−再構成データを使用する三次元位相コントラスト磁気共鳴イメージング - Google Patents

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関連出願の相互参照

本出願は米国仮特許出願第60/339,076号（2001年11月12日出願、発明の名称：「インターリービングされた投影データを使用する三次元位相コントラストイメージング」）の利益を主張する。

連邦政府により援助を受けた研究に関する記述

本発明は、国立衛生研究所により与えられた補助金第HL62425号のもとでの政府援助によってなされた。合衆国政府は本発明において一定の権利を有する。

発明の背景

本発明の分野は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）イメージングの方法およびシステムである。より詳細には、本発明は、血流あるいは運動を表すＮＭＲ画像の取得に関するものである。

ヒトの組織などの物質が均一な磁場（分極磁場Ｂ０）に晒されると、その組織内におけるスピンの個々の磁気モーメントは、この分極磁場によって整列しようとするが、その周囲ではそれらの固有のラーモア周波数で、でたらめな順序に歳差運動を行う。この物質すなわちこの組織が、ｘ−ｙ平面にあり且つラーモア周波数に近い磁場（励起磁場Ｂ１）に晒されると、ネット整列されたモーメントＭｚは、そのｘ−ｙ平面に対して回転し、あるいは「傾いて」、ネット横磁気モーメントＭｔを作り出す。信号がその励起されたスピンによって出力され、励起信号Ｂ１が終了した後で、この信号が受信および処理されて画像を形成できる。

これらの信号を利用して画像を作る際には、磁場勾配（Ｇｘ、ＧｙおよびＧｚ）が用いられる。典型的には、画像が形成される領域は、用いられる特定の位置決定法によってこれらの勾配が変化する連続的な測定サイクルによって走査される。結果として生じる受信ＮＭＲ信号のセットはディジタル化され、処理されて、広く知られた多くの再構成技術の１つを用いて画像が再構成される。

ＮＭＲ信号を取得し画像を再構成するために用いられる現在普及している方法には、しばしば「スピンワープ」と称される、広く知られたフーリエ変換（ＦＴ）画像形成技術の変形が用いられている。このスピンワープ技術は、Ｗ．Ａ．エーデルスタインら，「Physics in Medicine and Biology」，１９８０年，第２５巻，ｐ．７５１〜７５６の「スピンワープＮＭＲイメージング及びヒトの全身イメージングへの応用」と題された論文で考察されている。これによると、ＮＭＲスピンエコー信号を取得する前に可変式振幅位相エンコード磁場勾配パルスを用いて、この勾配の方向における位相エンコード空間情報をフェージングする。二次元器具（２ＤＦＴ）では、たとえば、位相エンコード勾配（Ｇｙ）を１つの方向に沿って適用することでその方向に空間情報がエンコードされ、その後、その位相エンコード方向に直交する方向における読出磁場勾配（Ｇｘ）が存在することでスピンエコー信号が取得される。この読出勾配は、そのスピンエコー取得がその直交方向における空間情報をエンコードする間に存在する。典型的な２ＤＦＴのパルスシーケンスでは、位相エンコード勾配パルスＧｙの振幅は、全体画像を再構成することのできる一組のＮＭＲデータを作成するために走査を行う間に取得される一連のビュー（view）において増大する（ΔＧｙ）。

画像フレームを取得する速さを増大させると、ほとんどない位相エンコードビューを取得すること、または、本質的に一層低い画質の画像をもたらす結果になる一層速いパルスシーケンスを用いることにより、画像の画質が犠牲になるかも知れない。それゆえ、スピンワープ法によれば、所望の画像の解像度および画質を達成するために取得されたビューの数と、完全な画像のためのＮＭＲデータが取得される速さとの間には、相関関係がある。

ヒトの血管系の診断研究には、多くの医学的な適用例がある。ディジタル差分血管撮影法（「ＤＳＡ」）のようなＸ線画像形成法は、心臓およびそれに関連した血管が含まれている心臓血管系の視覚化に広い用途が見出されている。腎臓の動脈および静脈や、首部および頭部の頸動脈および頸静脈における血液循環を示す画像には、計り知れない診断上の有用性がある。しかしながら、都合の悪いことには、これらのＸ線法によれば、潜在的に有害な電離放射線に患者がさらされるうえ、画像形成される血管系の中へ造影剤を注入するために侵入性カテーテルの使用がしばしば必要になる。

磁気共鳴血管造影法（ＭＲＡ）は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を用いて、ヒトの血管系の画像を作るものである。このような血管造影図によれば、患者が電離放射線にさらされることなく、その心臓血管系の視覚化がもたらされる。基礎的な２つのＭＲＡ技術が提案され、評価されている。第１クラスであるタイム・オブ・フライト（ＴＯＦ）技術は、流れる血液と静止した組織との間に存在する信号飽和差を利用する方法からなっている。励起された部分を通って流れている血液は、励起パルスをほとんど受けていないスピンによって、連続的にリフレッシュされ、それゆえ、ほとんど飽和しない。この効果は、造影剤を患者の体内へ注入し、その造影剤の塊が関心のある動脈を通って流れるときにその取得の時間を調節することにより増大する。その結果、高信号の血液と低信号の静止組織との間に、所望の画像コントラストが現れる。

米国再発行特許第３２，７０１号に開示されたように、取得信号の位相に運動をエンコードするＭＲ法も開発されている。これらは、ＭＲＡ技術の第２クラスを形成し、位相コントラスト（ＰＣ）法として知られている。最近、大部分のＰＣ ＭＲＡ技術では、２つの画像が取得されるが、それぞれの画像には、同じ速度成分に対して異なる感度がある。従って、一対の速度エンコード画像の間における位相差あるいは複素差のいずれかを形成することで、血管造影画像が得られる。位相コントラストＭＲＡ技術は、それらが３つの直交方向のすべてにおける速度成分に対して高感度であるように拡張されたが、これには、付加的なデータ取得が必要である。

普及しているＭＲＡ技術は、２ＤＦＴあるいは３ＤＦＴの迅速な勾配呼出エコー法を用いてデカルト座標に沿ってｋ空間が抽出される方法が用いられている。ＰＣ ＭＲＡ技術では造影剤を患者の体内へ注入する必要はないが、この技術は、多くの臨床的用途には用いられていない。なぜなら、この方法では普通、位相コントラストＭＲＡ画像についてのＮＭＲデータを取得するためにＴＯＦ法の４〜６倍の時間がかかるからである。これは、それぞれの運動軸（ｘ，ｙおよびｚ）について別個の位相画像が取得されるかもしれないためと、それぞれの運動軸について２つの画像（異なる速度エンコードを有する）が取得されなければならないためである。

米国再発行特許第32,701号に開示される位相コントラスト技術は、典型的には、機能的な速度情報が所望される試験を画像化するために使用される。位相コントラスト技術は、通常、タイム・オブ・フライト（ＴＯＦ）画像形成と競合するとは考えられていない。これは、同じ空間分解能を仮定すると、位相コントラスト試験のために要求される時間が、ＴＯＦの場合よりも典型的には４倍長いからである。また、速度エンコード勾配第一モーメント（「ＶＥＮＣ」）値は、存在し得る様々な血管について別々に最適化されなければならない。ＶＥＮＣがあまりにも低く設定された場合、大きな速度が誤認され、ゼロ信号をもたらし得る。ＶＥＮＣがあまりにも大きく設定された場合、感度が低くなりすぎ、速度が小さくなる。また、量的速度情報は、通常、面内の画像分解能が利用され得るように、流れに対して直交する画像形成面の慎重な選択を必要とする。典型的には、これは、２Ｄスライスを使用して行われるが、スライス方向での分解能が悪い。

米国特許第6,188,922号には、二次元でのアンダーサンプリングされた投影画像形成および第三次元でのフーリエエンコーディングを使用するＰＩＰＲと呼ばれる方法が開示される。この技術は、ＴＯＦ画像形成による速度で拾い上げるために要求される走査時間の約１／４の減少をもたらす。しかしながら、この方法は、ＶＥＮＣ選択の問題または異方性空間分解能の問題には対処していない。

同時係属中の米国特許出願第09/767,757号（2001年1月23日出願）に開示されるＶＩＰＲと呼ばれる最近開発された３Ｄ投影取得法では、３次元でのアンダーサンプリングされた投影が用いられる。これは、米国特許第6,188,922号に開示されるハイブリッドＰＩＰＲ技術を超える速度増大に対する非常に増大した機会を提供する。

発明の要約

本発明では、位相コントラスト速度がエンコードされた画像を取得するために３Ｄ投影再構成（３ＤＰＲ）法が用いられる。速度エンコード成分の取得を慎重にアンダーサンプリングすることによって、等方性の分解能を有する位相コントラスト画像を、タイム・オブ・フライト（ＴＯＦ）法と競合する走査時間で取得することができる。

完全にサンプリングされたセットの投影角度の任意の角度サブセットは、通常的には受け入れられ得るいくつかのアーチファクトのほかに、完全な画像分解能を提供する。このために、所与の速度方向成分および所与の速度エンコード値Ｍ₁に関連する３ＤＰＲデータのアンダーサンプリングされたセットは、異なるＭ₁値を有する３ＤＰＲデータの類似するアンダーサンプリングされたセットと結合させることができる。１Ｄフーリエ変換により、速度スペクトルに対応する１組の画像が作製され、この場合、それぞれのＭ₁速度エンコード値に対する１つの速度範囲が取得時に使用される。

すべての速度が適切に表されるだけでなく、この方法は、異なるＭ₁値で数回の走査を行うことを上回る利点をも有している。この方法では、取得された信号の対雑音比（ＳＮＲ）のすべてが１ＤＦＴのために速度画像のすべてに入るからである。この利点は、最適な速度エンコード値Ｍ₁を選択するために演繹的にもはや速度を知る必要がないということである。すべての血管における速度は速度スペクトルの一部によって十分に表される。このことにより、位相コントラスト血管造影法の使用が非常に単純化される。

本発明の別の利点は、本発明により、条件設定および総走査時間が短縮されるということである。その等方性分解能のために、目的とする血管に直交する平面を探し求める磁石時間が無駄にされないはずである。その代わり、３Ｄの等方性画像は、臨床的に注目される血管を見出すために遡って調べることができる。分光的速度情報および高分解能の等方性３Ｄ画像がさらに利用できることにもかかわらず、走査時間は、分光的情報または１つだけのＭ₁情報さえも提供しないＴＯＦ画像形成の場合と本質的には同じである。

好ましい実施態様の説明

最初に図１を参照すると、本発明を取り入れた好ましいＭＲＩシステムの主要な構成要素が示される。システムの操作は、オペレータコンソール１００から制御される。オペレータコンソール１００には、キーボード付きコントロールパネル１０２、およびディスプレイ１０４が含まれる。コンソール１００は、リンク１１６を通じて別のコンピュータシステム１０７とコミュニケートするため、オペレータはスクリーン１０４上でイメージの作成と表示を制御することができる。コンピュータシステム１０７には、バックプレーンを通じて互いにコミュニケートするいくつかのモジュールが含まれる。これらのモジュールには、イメージプロセッサモジュール１０６、ＣＰＵモジュール１０８、メモリモジュール１１３などが含まれる。メモリモジュール１１３は、当該技術ではイメージデータアレイを格納するためのフレームバッファとして知られる。コンピュータシステム１０７は、イメージデータとプログラムを保存するためのディスク記憶装置１１１とテープドライブ１１２にリンクされており、高速シリアルリンク１１５を通じて別のシステムコントロール１２２とコミュニケートする。

システムコントロール１２２には、バックプレーンによって一緒に接続される一連のモジュールが含まれる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール１１９とパルス発生器モジュール１２１などが含まれる。パルス発生器モジュール１２１は、シリアルリンク１２５を通じてオペレータコンソール１００と接続する。システムコントロール１２２は、オペレータから実行すべきスキャンシーケンスを示すコマンドを、このリンク１２５を通じて受け取る。パルス発生器モジュール１２１は、システム構成要素を動作させて所望のスキャンシーケンスを実行する。パルス発生器モジュール１２１は、発生させるＲＦパルスのタイミング、振幅、および形状、ならびにデータ取得ウィンドウのタイミングと長さを示すデータを生成する。パルス発生器モジュール１２１は、一連の勾配増幅器１２７と接続して、スキャン中に発生する勾配パルスのタイミングと形状を示す。さらに、パルス発生器モジュール１２１は、生理的取得コントローラ１２９から患者のデータを受信する。生理的取得コントローラ１２９は、患者に接続されたいくつかの異なるセンサーから信号を受信する。これらの信号には、電極からのＥＣＧ信号またはベローからの呼吸信号などがある。最終的には、パルス発生器モジュール１２１は、スキャンルームインタフェース回路１３３と接続する。スキャンルームインタフェース回路１３３は、患者および磁気システムの状態と対応した様々なセンサーからの信号を受信する。患者位置合わせシステム１３４がスキャンのために患者を所望の位置に動かすコマンドを受信するのも、スキャンルームインタフェース回路１３３からである。

パルス発生器モジュール１２１によって生成された勾配波形は、増幅器Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚから成る勾配増幅器システム１２７に加えられる。各勾配増幅器は、一般に１３９として指定されるアセンブリ内で、対応する勾配コイルを励起して、取得された信号の位置エンコードに使用する磁場勾配を生成する。階調度コイルアセンブリ１３９は、分極マグネット１４０と全身ＲＦコイル１５２を含むマグネットアセンブリ１４１の一部を形成する。システムコントロール１２２にあるトランシーバーモジュール１５０はパルスを発生させる。これらのパルスは、ＲＦ増幅器１５１によって増幅され、送信／受信スイッチ１５４によってＲＦコイル１５２と結合される。患者内で励起された核によって放射された結果の信号は、同じＲＦコイル１５２によって感知され、送信／受信スイッチ１５４によってプリアンプ１５３に結合される。増幅されたＮＭＲ信号は、トランシーバー１５０の受信機部分で復調、濾波、およびディジタル化される。送信／受信スイッチ１５４はパルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御され、送信モード中はＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続し、受信モード中はプリアンプ１５３を接続する。送信／受信スイッチ１５４は、さらに別個のＲＦコイル（例えば、ヘッドコイルまたは表面コイル）を送信モードまたは受信モードのいずれかで使用できるようにする。

ＲＦコイル１５２によって受信されるＮＭＲ信号は、トランシーバーモジュール１５０によってディジタル化され、バックプレーン１１８を通じてシステムコントロール１２２内のメモリモジュール１６０に転送される。スキャンが完了して、メモリモジュール１６０でデータの全体の配列が取得されたとき、アレイプロセッサ１６１が作動して以下に記載されるように１またはそれ以上の画像を再構成する。このイメージデータセットは、シリアルリンク１１５を通じてコンピュータシステム１０７に伝達され、そこでディスクメモリ１１１に格納される。オペレータコンソール１００から受信されたコマンドに対応して、このイメージデータセットをテープドライブ１１２に格納したり、またはイメージプロセッサ１０６によってさらに処理して、オペレータコンソール１００に伝達してからディスプレイ１０４上に提示することもできる。

特に図１および図２を参照すると、トランシーバー１５０は、コイル１５２Ａにおいて電力増幅器１５１によってＲＦ励起磁場Ｂ_１を生成し、コイル１５２Ｂにおいて誘導された結果としての信号を受信する。上記に示されるように、コイル１５２ＡおよびＢは図２に示されるように別個であってもよい。または、それらは図１に示されるように単一の全身コイルであってもよい。ＲＦ励起磁場のベース、または搬送波、周波数は、周波数合成器２００の制御のもとで生成される。周波数合成器２００は、ＣＰＵモジュール１１９とパルス発生器モジュール１２１から一連のディジタル信号（ＣＦ）を受信する。これらのディジタル信号は、出力２０１で生成されたＲＦ搬送信号の周波数と位相を示す。命令されたＲＦ搬送波は、変調器およびアップコンバータ２０２に加えられる。そこでは、その振幅が、同様にパルス発生器モジュール１２１から受信された信号Ｒ（ｔ）に応じて変調される。信号Ｒ（ｔ）は、生成すべきＲＦ励起パルスのエンベロープを特定して、格納された一連のディジタル値を連続して読みだすことによってモジュール１２１で生成される。これらの格納されたディジタル値は、次にオペレータコンソール１００から変更され、所望のＲＦパルスエンベロープの生成が可能になる。

出力２０５で生成されたＲＦ励起パルスの大きさは、励振器減衰器回路２０６によって減衰される。励振器減衰器回路２０６は、バックプレーン１１８からディジタルコマンドＴＡを受信する。減衰されたＲＦ励起パルスは、ＲＦコイル１５２Ａを駆動する電力増幅器１５１に加えられる。トランシーバー１２２のこの部分に関するさらに詳細な説明については、参照して本明細書の記載の一部とする米国特許第４，９５２，８７７号を参照することができる。

引き続き図１および図２を参照すると、対象体によって生成される信号は、受信機コイル１５２Ｂによって受信され、プリアンプ１５３を通じて受信機減衰器２０７の入力に加えられる。受信機減衰器２０７は、バックプレーン１１８から受信されるディジタル減衰信号（ＲＡ）によって決定された量だけ信号をさらに増幅する。

受信信号はラーモア周波数またはその付近にある。この高い周波数信号は、ダウンコンバータ２０８によって２ステッププロセスに下方変換される。ダウンコンバータ２０８は、最初にＮＭＲ信号をライン２０１の搬送信号と混合してから、結果として生じる差信号をライン２０４の２０５ＭＨｚ基準信号と混合する。下方変換されたＮＭＲ信号は、アナログ-ディジタル(Ａ／Ｄ)コンバータ２０９の入力に加えられる。アナログ-ディジタル(Ａ／Ｄ)コンバータ２０９は、アナログ信号をサンプリングしてディジタル化してから、それをディジタル検出器および信号プロセッサ２１０に加える。ディジタル検出器および信号プロセッサ２１０は、受信された信号に対応した１６ビット同位相（Ｉ）値と１６ビット直角位相（Ｑ）値を生成する。受信信号のディジタル化されたＩ値とＱ値の結果としてのストリームは、バックプレーン１１８を通じてメモリモジュール１６０に出力される。メモリモジュール１６０では、それらの値はイメージの復元に使用される。

この２．５ＭＨｚ基準信号は、２５０ｋＨｚサンプリング信号および５、１０、６０ＭＨｚ基準信号と同様に、共通の２０ＭＨｚマスタークロック信号から基準周波数発生器２０３で発生させる。この受信機のさらに詳しい説明については、参照としてここに組み込まれる米国特許第４，９９２，７３６号を参照することができる。

本発明の一つの好適な実施態様を実施するため、ＮＭＲデータが、図４に示されているように、ｋｚ−軸からの角度θとｋｙ−軸からの角度φにより定義される読取り勾配方向を用いて、３Ｄ球形ｋ空間座標系において取得される。このサンプリング方法は、すべての投影がｋ空間の中央を通過する状態で均等に間隔を置いた一連の投影を含む。その最大ｋ空間半径値（ｋmax）は、結果として生じる画像の３つすべての空間方向における分解能を決定する。また、その半径方向サンプル間隔（Δｋ_r）は、再構成画像の全フィールド・オブ・ビュー（ＦＯＶ）の直径（Ｄ）を決定する。Ｎｙｑｕｉｓｔ条件が満たされ、Δｋ_θ、Δｋ_φ≦Δｋ_rの場合には、アーチファクトを伴うことなく、全ＦＯＶ画像を再構成することができる。しかし、この条件が満たされない場合には、全ＦＯＶ（Ｄ）よりも小さな低減された直径（ｄ）内に尚もエイリアスの無い再構成が生じる。それらの投影が均等に間隔を置いて取得されると仮定すれば（Δｋ_θ＝Δｋ_φ＝Δｋ_r）、一つの投影に関わるｋ_maxでの表面積Ａは、

であり、ここで、Ｎ_pは、取得されたビューまたは投影の個数である。式（１）はΔｋを決定し、これにより、角度間隔による低減されたＦＯＶの直径（ｄ）を、以下：

の如く、全ＦＯＶの直径Ｄと関連付けることができ、ここで、Ｎ_Rは、そのＦＯＶを横切るマトリックスのサイズ（即ち、信号読取り中の取得されたサンプルの個数）である。画像ドメインでは、Ｎｙｑｕｉｓｔ条件が満たされていない場合であっても、良好に構成された低減ＦＯＶが各対象物（object）を中心として現れる。しかし、外側からの半径方向ストリークアーチファクトがそのローカルＦＯＶに入る可能性がある。ｋ空間が完全にサンプリングされる状態、即ちｄ＝Ｄの状態は、サンプリングされる投影の個数が、

であることを要求する。
例えば、各取得ＮＭＲ信号の読取り中にＮ_R＝２５６サンプルが取得される場合、ＦＯＶの直径ＤにおけるＮｙｑｕｉｓｔ条件を完全に満たすために必要な投影数Ｎ_pは約１０３，０００個である。

３Ｄ投影としてデータを取得するために使用されるパルスシーケンスが図５に示されている。このシーケンスは、高性能勾配サブシステム（４０ｍＴ／ｍの最大振幅、及び、１５０Ｔ／ｍ／秒の最大追従速度（slew rate））を備えた上述のＭＲＩシステムで実行される。データ取得ウィンドウ２００の間に全エコー読取りか部分エコー読取りかのいずれかを果たすことができる。部分エコーを選んだ場合には、ｋ空間の底部側半分（ｋｚ＜０）のみが部分的に取得される。すべての方向における大きなＦＯＶのため、非選択的な２００ｍｓの無線周波数（ＲＦ）パルス２０２を用いて、画像ＦＯＶ全体にわたる横磁化を生成することができる。従来のスピンワープ取得に用いるスラブ選択性励起に比べ、この方法は、その体積を横切る一様性の高いフリップ角度をもたらし、要求されるＲＦパワーが低く、そして、患者に入れられるエネルギーが少なくて済む。

グラジエント・リコールドＮＭＲエコー信号２０３は、その励起されたＦＯＶ内のスピンにより生成され、３つの読取り勾配２０６、２０８、及び２１０の存在下において取得される。スラブ選択勾配を必要としないため、読取り勾配波形Ｇｘ、Ｇｙ、及びＧｚは同様な形態を持つ。この対称性は、そのシーケンスをスポイルする必要性によってのみ妨げられ、その妨害は、ディフェージング勾配ローブ２０４を作用させる（playing）ことにより達成される。ディフェージングローブ２０４の面積は、次の条件

を満たすべく算出され、ここで、ｎはｎ≧２の整数である。Ｇ_z読取り勾配２０６は論理ｚ−軸で常に正であるため、スポイル化勾配２０４に必要な時間は、Ｇ_zでのみディフェージングローブ２０４を作用させることにより最小化される。Ｇ_x及びＧ_y読取り勾配２０８及び２１０は、定常状態を達成すべく、それぞれの勾配パルス２１２及び２１４により巻き戻される（rewound）。

読取り勾配波形Ｇ_x、Ｇ_y、及びＧ_zは、異なる角度θ及び角度φにおける半径方向軌道をサンプリングすべく走査中に変調される。θ及びφの角度間隔は、サンプリングされるｋ空間球の周縁境界（ｋmax）でｋ空間サンプルポイントの一様な分布が生じるように選ばれる。その分布を計算する幾つかの方法が知られているが、経路速度及び表面積カバー率（coverage）が一定という条件で螺旋軌道によって球面をサンプリングすることによりそれらの投影を均等に分配する方法が使用される。また、この解決法は、連続的なサンプル経路を発生させるという利点も有しており、これは、勾配切り替え及び渦電流を低減する。合計投影Ｎ個の取得の場合、投影番号ｎの関数としての勾配振幅に対する式は、

である。各投影番号ｎは唯一の投影角を生成し、そして、この番号がスキャン中に１からＮまでインデックス化されるとき、周縁ｋ空間は３軸すべてに沿って均等にサンプリングされる。

再び図５を参照すると、位相コントラストＭＲＡ画像を作成するため、取得される各投影は、双極性運動エンコード勾配Ｇ_Mにより増感された運動である。当分野において広く知られているように、速度エンコード勾配Ｇ_Mは、サイズが等しく極性が反対の２つの勾配ローブ２２２及び２２４からなっている。この運動エンコード勾配Ｇ_Mは、あらゆる方向において適用することができ、そして、ＲＦ励起パルス２０２により横磁化が生成された後であって、且つ、ＮＭＲエコー信号２０３が取得される前に作用が完了される（played out）。運動エンコード勾配Ｇ_Mは、勾配Ｇ_Mの方向に移動するスピンにより生成されるＮＭＲ信号に位相シフトを課し、そして、この位相シフトの量は、移動するスピンの速度と運動エンコード勾配Ｇ_Mの第一モーメントにより決定される。その第一モーメント（Ｍ₁）は、勾配パルス２２２または２２４の面積とそれらの間の時間間隔（ｔ）との積に等しい。第一モーメントＭ₁（「ＶＥＮＣ」ともいう）は、有意な位相シフトをもたらすが、高いスピン速度においてその位相に折り返し（wrap around）を引き起こすほどには大きくないように設定される。

取得されたＮＭＲ信号２０３の位相シフトがスピン運動のみによることを確かめるため、各投影角度並びに各運動エンコード勾配値Ｍ₁で２つの取得が一般に為される。１つの取得は、図５に示されているように、双極性勾配Ｇ_Mで実施され、そして、第二の画像取得は各勾配ローブ２２２及び２２４の極性を逆転させた状態で為される。両取得に共通するあらゆる位相シフトをゼロにするため、結果として得られた２つの位相画像が減算される。スピン運動によりもたらされた位相シフトもまた、運動エンコード勾配の極性を逆転させたことにより増強される。代わりの技術は、各軸に沿った運動エンコードとともに複数の信号を取得し、その後運動エンコードなしで１つの信号を取得することである。その結果の参照速度画像Ｖ₀は、運動エンコード画像Ｖ_x、Ｖ_y及びＶ_zのそれぞれから、スピン運動によらない０の位相シフトに減算される。この方法では、運動による位相シフトの増強はない。

上で指示されている如く、運動エンコード勾配Ｇ_Mは、あらゆる方向において適用することができる。好適な実施態様では、運動エンコード勾配Ｇ_Mは、合計スピン速度の指標となる画像を生成することができるように、それぞれの勾配軸ｘ、ｙ、及びｚに沿って別々に適用される。即ち、ｚ軸に沿った速度（ｖ_z）の指標となる画像は、図４に示されているＧ_z勾配波形に加えられた双極性運動エンコード勾配Ｇ_Mを用いて画像を取得することにより作成され、第二の速度画像Ｖ_xは、Ｇ_x勾配波形に加えられた運動エンコード勾配Ｇ_Mを用いて取得され、そして、第三の速度画像Ｖ_yは、Ｇ_y勾配波形に加えられた運動エンコード勾配Ｇ_Mを用いて取得される。その後、それらの３つの速度画像における対応するピクセル値を組み合わせることにより、合計スピン速度の指標となる画像が作成される。

３つの速度画像（Ｖ_x、Ｖ_yおよびＶ_z）はそれぞれが、異なるインターリービングされた投影角度で取得され得るアンダーサンプリングされた取得物である。このことが図７に１つの実施態様について例示されており、図７では、速度画像Ｖ_xに対する投影角度が点線２３０により示され、画像Ｖ_yに対する投影角度が破線２３２により示され、画像Ｖ_zに対する投影角度が線２３４により示されている。それぞれの速度画像の取得では、半径Ｒの球面ｋ空間の全体が均一にサンプリングされ、しかし、半径ｒに対しては完全にサンプリングアウトされるだけである。この実施態様では、選択されたＭ₁の正の運動エンコード化および負の運動エンコード化の両方がそれぞれの運動軸に沿ってもたらされ、その結果、非運動の位相シフトを、上記で議論されたように差分処理して除くことができる。

本発明の別の実施態様では、異なる運動エンコード勾配Ｇ_M方向（すなわち、ｘ軸、ｙ軸およびｚ軸）を有する均一間隔のインターリービングされた投影が取得されるだけでなく、これらのそれぞれの周りには、運動エンコード勾配第一モーメントＭ₁が異なる投影取得物のクラスターが存在する。このことが図３に示されており、図３において、投影物の均一間隔のクラスターのそれぞれには、２３６で示される投影などの１つの投影、および異なる第一モーメントＭ₁を有する１組の周囲投影２３８が含まれる。上記で議論されたように、異なる第一モーメントＭ₁は、図５のパルスシーケンスにおける運動エンコード勾配ローブ（２２２および２２４）のサイズまたは間隔を変化させることによってもたらされる。これらの投影のすべてが、縞状のアーチファクトを減少させることに寄与し、そして同時に、それぞれの再構成された３Ｄ画像ピクセルにおける速度スペクトルをもたらす。図５のパルスシーケンスについて１０ｍｓｅｃのＴＲを仮定すると、２４０００個の投影を４分間の１回の走査で集めることができる。これにより、１０００個の中心の均一間隔の投影２３６の直ぐ近くに３つの流れ方向のそれぞれで８個の異なる速度エンコード投影２３８を取得することが可能になる。

本発明のなお別の実施態様において、４つの異なる速度エンコード画像が、４つの異なる正の運動エンコード勾配（Ｍ₁＝１、２、３、４）およびそれらの４つの反転（Ｍ₁＝−１、−２、−３、−４）を使用して取得される。この場合、Ｎは、上記の式（４）、式（５）および式（６）において１０００に設定され、そして１０００個の投影角度（ｎ）のそれぞれにおいて、これらの８個の異なる速度エンコード投影が取得される。それらは、Ｍ₁＝１、−１、２、−２、３、−３、４、−４の順で取得され、その結果、速度エンコード信号の対応する対が、互いに、できる限り接近した時間で取得される。この実施態様では、Ｍ₁＝０の信号は取得されず、４分間の１回の走査により、前記の実施態様の場合のように、８個の速度エンコード画像を取得することができる。各画像対が、非運動の位相シフトを除くために差分処理されたとき、Ｍ₁速度エンコード化が異なる４つの速度画像が得られる。

１個〜４個の速度画像を作製するために上記の実施態様においてデータが取得されるが取得される画像の特定の数は選択の問題である、ということは当業者によって理解され得る。この選択は、通常、特定の臨床的適用によって決定される。

本発明の別の態様は、連続した機能的位相で対象を描写する一連の速度画像を取得するために利用可能な走査時間を使用することである。例えば、連続した心臓周期で心臓を描写する心臓の一連の３Ｄ速度画像を取得し、再構成することができる。

特に図８を参照すると、この実施態様では、投影が、対象に取り付けられたＥＣＧモニターによってもたらされる心臓トリガー信号３００の間隔の間で取得される。この「Ｒ−Ｒ」間隔は、投影データの４つの対応するセグメント（３０２、３０４、３０６および３０８）がその間に取得される４つの位相に分けられる。それぞれのセグメント３０２〜３０８のとき、４つの投影が、３１０、３１２、３１４および３１６において示されるように取得される。最初の投影は速度エンコード化を有しておらず（Ｍ１＝０）、残る３つの投影が、Ｍ₁の事前に選択された値で、ｘ軸、ｙ軸およびｚ軸のそれぞれに沿って速度エンコード化される。投影角度は、１回の心臓拍動の間、すべての取得について固定されたままである。投影角度（ｎ）が、それぞれの心臓拍動の後、上記の式（４）、式（５）および式（６）（この場合、Ｎ＝１０００）に従って変化させられる。しかしながら、ｎは、それぞれの心臓拍動の後、４ずつ増大し、そして、ｎが２５０回の心臓拍動の後にＮに達したとき、このサイクルが、スキップされた投影角度ｎのすべてをサンプリングするために、さらに３回、それぞれ、ｎ＝２、ｎ＝３およびｎ＝４から開始して繰り返される。従って、１０００個の投影取得がそれぞれの画像について行われるが、３Ｄ球面ｋ空間は、２５０個毎の投影取得について実質的に均一にサンプリングされる。患者が走査時に動いた場合、この「インターリービングされた時間(time interleaved)」の取得シーケンスにより受け入れられ得るが、アンダーサンプリングされた画像を２５０個もの少ない取得を用いて得ることが可能になる。

１０００回の心臓拍動が終わったとき、１６個のｋ空間画像データセットが取得されている。１０００個の投影の４つのデータセット３１８はそれぞれが心臓位相１の間に取得されており、４つのデータセット３２０が心臓位相２の間に取得されており、４つのデータセット３２２が心臓位相３の間に取得されており、そして４つのデータセット３２４が心臓位相４の間に取得されている。それぞれの心臓位相における１つのデータセットＶ₀は運動エンコード化を有しておらず（Ｍ₁＝０）、それぞれの心臓位相における残る３つのデータセット（Ｖ_x、Ｖ_y、Ｖ_z）が、事前に選択された同じ第一モーメントＭ₁を用いて、ｘ軸、ｙ軸およびｚ軸のそれぞれに沿って運動エンコード化される。

この心臓ゲート化取得法の好ましい実施態様から多くの変形が可能であることが理解され得る。患者の状態に依存して、取得される心臓位相の数および走査時に取得される投影取得の総数を変化させることができる。また、上記に記載されるように運動エンコード化を用いて４つの投影を取得するのではなく、ｘ、ｙおよびｚの正の運動エンコード化、そして、ｘ、ｙおよびｚの負の運動エンコード化を有する６個の投影を取得することができる。

上記に記載されるような見込み心臓ゲート化とは異なる遡及的心臓ゲート化を使用することもまた可能である。この場合、４個の投影（Ｖ₀、Ｖ_x、Ｖ_yおよびＶ_z）が、それぞれの心臓周期のときに継続して取得され、それぞれの取得された投影には、それがＲ−Ｒ間隔の間でいつ取得されたかを示す心臓位相データでタグが付けられる。投影角度は、それぞれの心臓周期を通して同じままであり、取得された投影は、心臓位相タグデータを使用して、いくつかの心臓位相に遡及的にグループ化することができる。この遡及的心臓ゲート化法は、見込み法よりも多くの心臓位相画像を取得することができる可能性を提供する。

上記に記載された取得法の１つを使用して取得された速度エンコード投影データセットの処理は、当然のことではあるが、使用された特定の取得法および求められている特定の臨床画像に依存して少し変化する。このことが、次に、図６、図９、図１０および図１１を参照して説明される。

特に図６および図９を参照すると、速度エンコード投影データセットが、プロセスブロック３３０において示されるように取得された後、データセットは、未処理のままｋ空間画像データセット３３１で保存され、その後、プロセスブロック３３２において示されるように再グリッド化(rigrid)される。再グリッド化により、取得されたデータセットは３Ｄデカルトグリッドに置かれる。そのような再グリッド化法は当分野では広く知られており、例えば、Ｊ．ジャクソンら、「グリッド化を使用するフーリエ反転のためのたたみこみ関数の選択」、IEEE Trans. Med. Imaging、１０、４７３〜４７８、１９９１に記載されている。ｋ空間データのそれぞれの得られた３Ｄアレイ３３３は、ρ²フィルターにより密度補償される（ここで、ρは補償されているデータ点のｋ空間半径である）。ρ＝０の点は、２Ｄ投影フィルターについて提案された補正と同様に、サンプリングが行われる有限の体積球面に従って重みが加えられる。再グリッド化プロセスのために使用されるカーネルは、非常に早くコンピューター処理される単純な三角関数、または再グリッド化プロセスからの誤認(aliased)エネルギーを低下させるという利点を有するカイザー・ベッセル関数のいずれかである。

多数の速度エンコード化が、判断ブロック３３４において決定されるようにそれぞれの軸に沿って取得された場合、多数のｋ空間データセット：
ｋＶ_x1，ｋＶ_x2，・・・，ＫＶ_xm
ｋＶ_y1，ｋＶ_y2，・・・，ｋＶ_ym
ｋＶ_z1，ｋＶ_z2，・・・，ｋＶ_zm
（ここで、１，２，・・・，ｍは、用いられた速度エンコードＭ₁の量を示す）
がそれぞれの軸について存在する。

他方で、上記に記載された取得法のいくつかでは、１つだけの速度エンコード化がそれぞれの軸について用いられるだけであり、３Ｄ ｋ空間データの下記セットの１つが取得される。
ｋＶ₀、ｋＶ_x、ｋＶ_y、ｋＶ_z、または
＋ｋＶ_x、−ｋＶ_x、＋ｋＶ_y、−ｋＶ_y、＋ｋＶ_z、−ｋＶ_z
（ここで、ｋＶ₀は、Ｍ１＝０を用いて取得される参照ｋ空間データセットである）。
この場合、それぞれの３Ｄ ｋ空間データセット３３３は、プロセスブロック３３８において示されるようにフーリエ変換されて、対応する３Ｄ画像空間データセット３３９が作製される。

多数の速度エンコード化が、判断ブロック３３４において決定されるように用いられているとき、一次元の複素高速フーリエ変換が、プロセスブロック３３６において示されるように速度エンコード軸に沿って行われる。図９に示されるように、この１ＤＦＴは、それぞれの軸（ｘ、ｙおよびｚ）に沿って速度値域(bin)に分類される対応するセットの３Ｄ ｋ空間データ３３７をもたらす。例えば、８個の異なる速度エンコード化Ｍ１が使用される場合、８個の異なる速度値域ｋ空間データセット３３７が作製される。それぞれの速度値域は様々なスピン速度の異なる範囲を含む。

４つの正の運動エンコード勾配（Ｍ₁＝１、２、３、４）およびそれらの４つの逆（Ｍ₁＝−１、−２、−３、−４）が取得される上記に記載された実施態様では、再グリッド化工程および１ＤＦＴ工程が行われる前に、４つの逆ｋ空間データセット３３１がそれらの対応する正の速度エンコードｋ空間データセット３３１から差分処理されることが好ましい。この結果、４つの差分処理されたｋ空間データセットが得られ、これらにより、次いで、８個の値域でなく、４個の速度値域ｋ空間データセット３３７が作製される。

プロセスブロック３３８によって示されるように、３Ｄ ｋ空間データ３３７は、その後、３つの方向のすべてでフーリエ変換されて、対応する３Ｄ画像空間データセット３３９をもたらす。これは複素高速フーリエ変換であり、３Ｄ画像空間データセット３３９におけるそれぞれのボクセルまたはピクセルでの複素値（ＩおよびＱ）をもたらす。多数の速度エンコード化取得の場合、これにより、下記の３Ｄ画像データセットが得られる。
ＩＶ_x1，ＩＶ_x2，・・・，ＩＶ_xm
ＩＶ_y1，ＩＶ_y2，・・・，ＩＶ_ym
ＩＶ_z1，ＩＶ_z2，・・・，ＩＶ_zm
（ここで、１，２，・・・，ｍは、速度エンコード軸に沿ったＩＤＦＴによってもたらされる速度範囲または「値域」を表す）。単一の速度エンコード化が取得時に用いられたとき、下記の３Ｄ画像データセットの１つが生じる。
ＩＶ₀、ＩＶ_x、ＩＶ_y、ＩＶ_z、または
＋ＩＶ_x、−ＩＶ_x、＋ＩＶ_y、−ＩＶ_y、＋ＩＶ_z、−ＩＶ_z

プロセスブロック３４０およびプロセスブロック３４２によって示されるように、多数の異なる解剖学的画像および速度画像が、その後、これらの３Ｄ画像データセットから作製される。

特に図１０を参照すると、１つまたは複数の速度画像を、使用された特定のデータ取得法に依存して作製することができる。いかなる場合でも、プロセスブロック３５０によって示されるような最初の工程は、位相画像をそれぞれの３Ｄ複素画像データセット３３９から計算することである。これは、それぞれの画像ピクセルにおける複素値（ＩおよびＱ）から位相φを計算することによって行われる。

プロセスブロック３５２において示されるように、次の工程は、スピン運動以外の要因により引き起こされる位相シフトを差分処理して除くことである。反対向きの運動エンコードデータセットの対が取得される上記に記載された取得では、それぞれの対から作製される２つの位相画像が互いに差分処理される。他方で、取得法が、運動エンコード化を有しない運動補償された参照データセットを用いる場合、参照位相画像が、運動エンコードデータセット（ＩＶ_x、ＩＶ_y、ＩＶ_z）から作製された３つの位相画像のそれぞれから差分処理される。使用された正確な方法にもかかわらず、ｘ軸、ｙ軸およびｚ軸のそれぞれに沿った速度（Ｖ_x、Ｖ_yおよびＶ_z）を示す３つの位相画像が作製される。

これらの速度成分画像（Ｖ_x、Ｖ_yおよびＶ_z）は好ましくは別々に可視化されるが、プロセスブロック３５３において示されるようにこれらの速度成分を結合させることもまた可能である。これは、速度成分の平方和の平方根を計算することによって、式（７）において上記に示されたように行われる。得られる運動エンコード画像は表示することができ、またはその後の使用のために保存することができる。このプロセスは、運動エンコード画像のすべてが判断ブロック３５４において決定されるように作製されるまで続けられる。

多数の速度エンコード取得が行われたとき、多数の３Ｄ速度画像が運動エンコード化のそれぞれの軸について作製される。これらの速度値域のそれぞれにおいて対応する速度値を結合するための方法が数多く存在するが、この好ましい実施態様では、最大速度値が、複合速度成分画像のために選択される。すなわち、それぞれの値域における速度値がそれぞれのピクセルについて調べられ、最大値が選ばれる。これは、式（７）に従って別々に可視化することができるか、または結合させることができる３つの複合速度成分画像（Ｖ_x、Ｖ_yおよびＶ_z）が形成されるように運動のそれぞれの軸について行われる。

特に図１１を参照して、解剖学的画像もまた、取得されたデータから作製することができる。プロセスブロック３５８において示されるように、最初の工程は、大きさ画像をそれぞの３Ｄ複素画像データセット３３９から計算することである。これは、それぞれの画像ボクセルでの複素値（ＩおよびＱ）から大きさＭＶを計算することによって行われる。

１つだけの速度エンコード画像データセット（すなわち、ＩＶ₀、ＩＶ_x、ＩＶ_y、ＩＶ_z、または＋ＩＶ_x、−ＩＶ_x、＋ＩＶ_y、−ＩＶ_y、＋ＩＶ_z、−ＩＶ_z）が、判断ブロック３６０において決定されるように取得されるだけであるとき、得られる大きさ画像は、プロセスブロック３６２において下記のように結合させられて、最終的な大きさ画像が作製される。

得られる大きさ画像は、表示されるか、またはその後の使用のために保存されるかのいずれかである。

多数の速度エンコード化が、判断ブロック３６０において決定されるようにデータ取得位相の間に適用されたとき、特有の速度最大強度ピクセル画像が、多数のＩＶ_x、ＩＶ_yおよびＩＶ_zの速度値域画像３３９から作製される。運動エンコード化のそれぞれの軸（ｘ、ｙおよびｚ）について、そしてそれぞれの画像ピクセルについて、対応する画像ピクセルが、それぞれの速度値域において調べられる。最大強度ピクセルが、プロセスブロック３６４においてこれらの値域から選択され、それ以外の最大強度ピクセルと結合させられ、それぞれの大きさ画像（ＭＶ_x、ＭＶ_yおよびＭＶ_z）が形成される。これらは、上記の式（１０）を使用して、プロセスブロック３６２において結合させられる。

本発明では、３Ｄ位相コントラスト磁気共鳴イメージングのための様々な高速度方法が記載される。これらの方法は、別々の速度エンコード化が、インターリービングされている角度投影位置の同じ組またはわずかに異なるセットで取得される大きくアンダーサンプリングされた３Ｄ投影取得に基づいている。その最も簡便な形態では、３Ｄ位相コントラスト試験が、匹敵し得る空間分解能を有するタイム・オブ・フライト試験と匹敵し得る時間で、またはそれよりも早い時間でもたらされる。試験の高速度はまた、心臓周期内での速度波形の位相コントラスト測定を規定するための見込み的または遡及的なＥＣＧゲート化取得を提供するために使用することができる。また、数個の異なる速度エンコード化を、それぞれのボクセル内での速度スペクトル情報を提供するために、異なる投影角度で置くことができる。それぞれのボクセル内の情報は、最適な速度エンコード値がそれぞれのボクセルのために選ばれていることを保証するために処理することができる。これにより、位相コントラスト画像形成に関連する著しい不確実性が除かれる。

本発明を用いるＭＲＩシステムのブロック図である。 図１のＭＲＩシステムの一部を形成する送受信器の電気ブロック図である。 本発明の１つの実施態様に従って取得される各投影セットを図示する。 本発明の１つの実施態様に従って取得される各投影セットを図示する。 本発明を実施するために図１のＭＲＩシステムによって使用される好ましいパルスシーケンスを図示する。 図１のＭＲＩシステムで実施される本発明の方法の好ましい実施態様のフローチャートである。 本発明の別の実施態様に従って取得される各投影セットを図示する。 図１のＭＲＩシステムを使用する本発明の別の実施態様によるデータ取得シーケンスを図示する。 本発明の好ましい実施態様を実施したときに作製されるデータ構造を図示する。 図６の方法の一部を形成する速度画像を作製するための工程を示すフローチャートである。 図６の方法の一部を形成する解剖学画像を作製するための工程を示すフローチャートである。

Claims (11)

1. スピン運動を表す磁気共鳴画像作製システムであって、
   （ａ）下記の処理：
   ＲＦ励起場を生じさせること；
   運動エンコード軸に沿った向きの運動エンコード勾配場Ｇ_Mを生じさせること；および
   三次元ｋ空間体積をｋ空間の中心から実質的に半径方向に広がる軌跡に沿ってサンプリングするために、読取り勾配を生じさせながらＮＭＲ信号を取得すること
   を含む三次元投影再構成パルスシーケンスを使用するＭＲＩシステムを用いてＮＭＲ信号を取得する手段、
   （ｂ）軌跡間の実質的に均一な間隔で種々の軌跡に沿って三次元ｋ空間体積の全体についてｋ空間をサンプリングするために異なる読取り勾配を使用して手段（ａ）によるＮＭＲ信号取得を繰り返すことによって第１のｋ空間データセットを作製する手段、
   （ｃ）異なる運動エンコード勾配Ｇ_Mを使用して、手段（ａ）によるＮＭＲ信号取得および手段（ｂ）によるデータセット作製を繰り返すことによって第２のｋ空間データセットを作製する手段、
   （ｄ）第１の位相画像を第１のｋ空間データセットから再構成する手段、
   （ｅ）第２の位相画像を第２のｋ空間データセットから再構成する手段、および
   （ｆ）第１の位相画像および第２の位相画像を結合することによって速度画像を作製するに当り、最初の運動エンコード勾配場Ｇ_Mが第一モーメント（＋Ｍ１）を有し、第２の運動エンコード勾配場Ｇ_Mが逆の第一モーメント（−Ｍ１）を有し、第１の位相画像および第２の位相画像を差分処理して速度画像を作製する手段の各手段を含み、
   異なる評価された第一モーメント（＋Ｍ１）および（−Ｍ１）をそれぞれの繰り返しについて有する運動エンコード勾配場Ｇ_Mを使用して手段（ａ）〜（ｃ）の処理およびデータセット作製が多数回繰り返され、対応する第１のｋ空間データセットおよび対応する第２のｋ空間データセットが多数作製され、手段（ｆ）が、前記第１のｋ空間データセットおよび第２のｋ空間データセットにおける対応するｋ空間データセットを差分処理して、差分処理されたｋ空間データセットを多数形成し、その差分処理されたｋ空間データセットにおける対応する位置に沿って一次元フーリエ変換を行い、速度値域データセットを作製することを含む手段である
   ことを特徴とする磁気共鳴画像作製システム。
2. 手段（ｆ）が、速度画像を作製するために速度値域データセットから値を選択することを含む手段であることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像作製システム。
3. 心臓周期の異なる位相におけるスピン運動を表す磁気共鳴画像作製システムであって、
   （ａ）異なる心臓位相を示すゲート信号を生じさせる手段、
   （ｂ）示された心臓位相のそれぞれの間に、
   ＲＦ励起場を生じさせること；
   第１の運動エンコード軸に沿った向きの運動エンコード勾配場Ｇ_Mを生じさせること；および
   三次元ｋ空間体積をｋ空間の中心から実質的に半径方向に広がる軌跡に沿ってサンプリングするために、読取り勾配を生じさせながらＮＭＲ信号を取得すること
   によって行われる三次元投影再構成パルスシーケンスを使用するＭＲＩシステムを用いてＮＭＲ信号を取得する手段、
   （ｃ）軌跡間の実質的に均一な間隔で三次元空間ｋ空間体積をサンプリングするために異なる読取り勾配を使用して手段（ｂ）によるＮＭＲ信号取得を繰り返すことによってそれぞれの心臓位相について第１のｋ空間データセットを作製する手段、および
   （ｄ）速度画像を前記第１のｋ空間データセットのそれぞれから再構成する手段
   の各手段を含む磁気共鳴画像作製システム。
4. （ｅ）前記第１の運動エンコード軸に対して直交する第２の運動エンコード軸に沿った向きの異なる運動エンコード勾配場Ｇ_Mを使用して手段（ｂ）によるＮＭＲ信号取得および手段（ｃ）によるｋ空間データセット作製を行うことによってそれぞれの心臓位相について第２のｋ空間データセットを作製する手段を含み、
   手段（ｄ）が、第２の速度画像を前記第２のｋ空間データセットのそれぞれから再構成することを含む手段であることを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴画像作製システム。
5. （ｆ）前記の第１の運動エンコード軸および第２の運動エンコード軸に対して直交する第３の運動エンコード軸に沿った向きの異なる運動エンコード勾配場Ｇ_Mを使用して手段（ｂ）によるＮＭＲ信号取得および手段（ｃ）によるｋ空間データセット作製を行うことにより、それぞれの心臓位相について第３のｋ空間データセットを作製する手段を含み、
   手段（ｄ）が、第３の速度画像を前記第３のｋ空間データセットのそれぞれから再構成することを含む手段であることを特徴とする請求項４に記載の磁気共鳴画像作製システム。
6. 手段（ｄ）が、
   （ｄ−ｉ）第１のｋ空間データセット、第２のｋ空間データセットおよび第３のｋ空間データセットを再グリッド化して、直線による第１のｋ空間データセット、直線による第２のｋ空間データセットおよび直線による第３のｋ空間データセットを得ること、
   （ｄ−ii）第１のセット、第２のセットおよび第３のセットの直線によるｋ空間データセットをフーリエ変換して、第１のセット、第２のセットおよび第３のセットの画像データセットを得ること、
   （ｄ−iii）第１のセット、第２のセットおよび第３のセットの速度成分画像を、対応する第１の画像データセット、第２の画像データセットおよび第３の画像データセットから計算すること、および
   （ｄ−iv）前記の第１のセット、第２のセットおよび第３のセットの速度成分画像における対応する速度成分画像を結合して、前記速度画像を得ること
   を含む手段であることを特徴とする請求項５に記載の磁気共鳴画像作製システム。
7. （ｇ）運動エンコード勾配Ｇ_Mを実質的に用いることなく手段（ｂ）によるＮＭＲ信号取得および手段（ｃ）によるｋ空間データセット作製を行うことによってそれぞれの心臓位相について参照ｋ空間データセットを作製する手段、
   （ｈ）参照ｋ空間データセットを再グリッド化する手段、
   （ｉ）再グリッド化された参照ｋ空間データセットをフーリエ変換する手段、および
   （ｊ）フーリエ変換された参照ｋ空間データセットから１組の参照位相画像を計算する手段を含み、
   処理（ｄ−iii）が、第１のセット、第２のセットおよび第３のセットの位相画像を、対応する第１の画像データセット、第２の画像データセットおよび第３の画像データセットから計算し、そしてそれぞれの参照位相画像を前記の第１のセット、第２のセットおよび第３のセットの位相画像における対応する位相画像から差分処理することを含む処理であることを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴画像作製システム。
8. 手段（ｃ）が、三次元ｋ空間体積を多数の連続した心臓周期について繰り返しアンダーサンプリングする手段であり、それぞれの繰り返されたアンダーサンプリングが、
   それ以外のアンダーサンプリングに対する軌跡とインターリービングされる対応する多数の軌跡を用いて行われることを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴画像作製システム。
9. 対象における運動中のスピンの速度を表す磁気共鳴画像作製システムであって、
   （ａ）下記の処理：
   （ａ−ｉ）ＲＦ励起場を生じさせること；
   （ａ−ii）第１の選択された値の第一モーメントＭ１を有する、第１の運動エンコード軸に沿った向きの運動エンコード勾配場Ｇ_Mを生じさせること；
   （ａ−iii）三次元ｋ空間体積をｋ空間の中心から実質的に半径方向に広がる軌跡に沿ってサンプリングするために、読取り勾配を生じさせながらＮＭＲ信号を取得すること、
   （ａ−iv）ｋ空間の中心からすべての方向で実質的に均一な三次元ｋ空間体積をサンプリングするために異なる読取り勾配を使用して、多数回、処理（ａ−ｉ）、処理（ａ−ii）および処理（ａ−iii）を繰り返すこと
   を含む三次元投影再構成パルスシーケンスを繰り返し行う磁気共鳴画像形成システムを用いて第１のｋ空間データセットを取得する手段、
   （ｂ）第１の運動エンコード軸に対して直交する第２の運動エンコード軸に沿った向きの運動エンコード勾配場Ｇ_Mを使用して手段（ａ）によるデータセット取得を繰り返すことによって第２のｋ空間データセットを取得する手段、
   （ｃ）第１の速度成分画像を第１のｋ空間データセットから再構成する手段、
   （ｄ）第２の速度成分画像を第２のｋ空間データセットから再構成する手段、
   （ｆ）第一モーメントＭ１について異なる値を有する運動エンコード勾配場Ｇ _M がそれぞれの繰り返しにおいて使用される対応する多数回、手段（ａ）による第１のｋ空間データセットの取得を繰り返すことによって多数の第１のｋ空間データセットを取得する手段、および
   （ｇ）第一モーメントＭ１について異なる値を有する運動エンコード勾配場Ｇ _M がそれぞれの繰り返しにおいて使用される対応する多数回、手段（ｂ）による第２のｋ空間データセットの取得を繰り返すことによって多数の第２のｋ空間データセットを取得する手段を含み、
   手段（ｃ）が、前記多数の第１のｋ空間データセットにおける対応する位置に沿って一次元フーリエ変換を行うことを含む手段であり、そして
   手段（ｄ）が、前記多数の第２のｋ空間データセットにおける対応する位置に沿って一次元フーリエ変換を行うことを含む手段である
   ことを特徴とする磁気共鳴画像作製システム。
10. 手段（ｂ）のｋ空間データセット取得におけるサンプリング軌跡が手段（ａ）のｋ空間データセット取得におけるサンプリング軌跡とインターリービングされるように、手段（ｂ）によるｋ空間データセット取得のときに作製される読取り勾配と、手段（ａ）によるｋ空間データセット取得のときに作製される読取り勾配とを異なるものとすることを特徴とする請求項９に記載の磁気共鳴画像作製システム。
11. 多数の第１のｋ空間データセットに対するサンプリング軌跡が互いにインターリービングされるように、そして多数の第２のｋ空間データセットに対するサンプリング軌跡が互いにインターリービングされるように、手段（ｆ）および手段（ｇ）によるｋ空間データセット取得のときに作製される読取り勾配が、それぞれの運動エンコード勾配場の第一モーメント値について異なることを特徴とする請求項９に記載の磁気共鳴画像作製システム。

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