JP6133926B2 - 可変コントラストを用いたダイナミックイメージング - Google Patents

Description

本発明は、周期的に運動する検査対象のＭＲ画像を計算する方法およびこのためのＭＲ装置に関する。

運動器官のＭＲ画像を取得する際に、その器官、例えば心臓の固有運動を考慮しなければならず、また場合によっては周囲運動に基づく器官全体の運動を考慮しなければならない。呼吸時の心臓又は肝臓の運動の場合がそのケースであり、ほぼ周期的な繰り返し運動としてのこの第２の運動が前提とされる。運動する対象を画像化する第１の可能性は、１つのＲＦパルスの照射に基づいて生データ空間を完全に読み出す所謂シングルショット法であり、このシングルショット法では動き止めのためにデータ取得が十分に高速にて行われる。第２の撮像可能性は、一画像のためのデータ取得を複数の運動周期に分割し、ＭＲデータを類似の運動時相でのみ取得するセグメント記録技術（segmented recording technique）である。心臓イメージングの場合には、呼吸および心臓運動を考慮しなければならない。呼吸による運動は息止め法により最小化することができ、又はナビゲータゲーティング（navigator gating）法によって動きを止めることができる。第１の可能性は測定時間を制限し、第２の可能性は効率を制限するとともに、より複雑化する。

データ取得の１つの可能性は、心筋運動を測定するための所謂シネ（ＣＩＮＥ）データ取得にある。このシネデータ取得の場合には、１心周期当たり複数のＭＲ画像が取得され、心筋と血液との間の一定の良好なコントラストが必要とされる。これは良好なＴ２／Ｔ１コントラストを有するシーケンスの使用を意味する。画像取得の他の可能性は、１心拍動当たり１つの画像を測定することにより組織特性を決定する静的な組織特性を評価することにある。この場合、一般的に、飽和パルス、すなわち反転パルス、又は任意選択的な待機時間および後続の画像取得によるＴ２プリパレーションのような、プリパレーションブロック（preparation block）が実行される。そのプリパレーションブロックによって、特性評価のために必要とされるコントラストが生成される。

さらに、造影剤の使用が公知であり、組織特性評価を造影剤使用の有無により行うことができる。臨床上、特に造影剤投与前後のＴ１コントラストが重要である。心臓において重要な組織特性評価は所謂遅延増強効果法による瘢痕表示であり、この遅延増強効果法の場合、造影剤を投与して５〜１０分後に、正常心筋はもはや信号を発しないが、瘢痕は明るい信号をもたらすように、Ｔ１強調画像が取得される。

運動する器官の運動表示および組織特性評価を、必要とされるコントラストと結合することができる撮像方法を得ることが望まれている。

この課題は、独立の請求項の特徴事項によって解決される。他の実施形態は、従属の請求項に記載されている。

本発明の第１の観点によれば、周期的に運動する検査対象のＭＲ画像を計算する方法が提供される。この方法においては、周期運動の少なくとも２つの周期にわたって検査対象のＭＲ画像を取得するためのＭＲ信号が検出され、少なくとも２つの周期のそれぞれにおいて複数のＭＲ画像が取得される。この場合に、それらのＭＲ画像に影響を及ぼす検査対象の磁化が、少なくとも２つの周期にわたって平衡状態に近づき、かつ少なくとも２つの周期の第２周期においては少なくとも２つの周期の第１周期におけるよりも平衡状態に近い。さらに、異なる運動時相ごとに検査対象の運動情報が決定されるように、第２周期からの複数のＭＲ画像を用いて検査対象の周期運動の異なる運動時相ごとに運動情報が決定される。次に、第２周期において決定された運動情報を用いて、第１周期のＭＲ画像において周期運動の異なる運動時相ごとに検査対象の運動補正が行われ、しかも、その運動補正は、第１周期の異なるＭＲ画像ついて周期運動の異なる運動時相ごとに運動補正されたＭＲ画像が計算されるように行われる。

磁化が平衡状態に近い第２周期内のＭＲ画像を用いることによって、高い信頼性で運動情報を決定することができる。というのは、第２周期内のＭＲ画像系列ではコントラスト変化が少ないからである。従って、第２周期内のＭＲ画像を用いて高い信頼性で、例えば変形情報である運動情報を計算することができる。この運動情報は、磁化が平衡状態から遠く離れている第１周期内のＭＲ画像に伝達される。このことは、第１周期内の個々のＭＲ画像のコントラストが大きく異なっていることを意味する。ここで、運動情報の助けにより周期運動の異なる位相ごとに運動補正されたＭＲ画像が計算されるので、周期運動の異なる運動時相ごとに、かつ異なるコントラストごとに、ＭＲ画像が得られる。さらに、どのコントラストに関心があるのか、又は周期運動のどの時相に関心があるのかをもはや画像取得前に規定する必要がない。というのは、異なるコントラストごとにＭＲ画像を計算したことから、そのような選択はＭＲ画像の取得後に遡及的に決定できるからである。

この場合に第２周期からの運動情報の適用は、それより時間的に早い唯一の第１周期に対する適用に限定されない。第２周期からの運動情報は、この第２周期の前にある複数の周期のＭＲ画像にも適用することができる。換言するならば、第２周期の運動情報は、時間的にその前にある少なくとも１つの周期に適用することができる。さらに、不完全な周期を使用してもよい。即ち、１周期の全てのＭＲ画像を使用しなければならないというわけではない。さらに、運動決定のための周期の開始点もしくは周期内の開始点は自由に選択することができる。

計算に関しては、第２周期内の検査対象の異なる各運動時相について第２周期内の他の各運動時相に対する相対的な運動変化を決定することができる。運動補正は、第１周期のＭＲ画像において次のように行われる。即ち、第１周期において、しかも第１周期の各ＭＲ画像について、周期運動の運動時相ごとに運動補正されたＭＲ画像が決定されるように行われる。各運動時相の他の全ての運動時相に対するこの運動情報によって、当該運動情報と、第１周期において取得されたＭＲ画像とから、第１周期における異なる運動時相ごとに、異なるコントラストも有するＭＲ画像を計算することができる。

この場合に、各ＭＲ画像に１つのコントラスト値が割り当てられ、当該コントラスト値で検査対象が付属のＭＲ画像に表示されているとよい。第１周期の時間的に隣り合うＭＲ画像間のコントラスト変化は、第２周期の時間的に隣り合うＭＲ画像の場合よりも大きい。第２周期において、ＭＲ画像を取得する際の磁化は、第１周期においてよりも平行状態に近いので、第１周期における個々のＭＲ画像間のコントラスト差は第２周期におけるよりも大きい。ここで、第１周期において取得された各ＭＲ画像が１つの異なるコントラスト値を有し、第１周期の取得されたＭＲ画像をそれぞれ１つの運動時相に割り当てることができるもとすると、第１周期の異なるコントラスト値ごとに、当該コントラスト値でＭＲ画像として取得された少なくとも１つのＭＲ初期画像がもたらされる。第１周期の異なるコントラスト値ごとに、当該コントラスト値で取得されかつ運動時相の１つにおいて取得されたＭＲ画像と、異なる運動時相についての運動情報とを用いて、他の欠けている運動時相ついて運動補正されたＭＲ画像が計算される。これらは、付属の初期画像と同じコントラスト値を持つ。

第１周期において取得されたＭＲ画像はそれぞれ１つの異なるコントラスト値を持つ。１つの存在するコントラスト値について、第２周期において得られた運動情報と、第１周期において取得されたＭＲ画像、即ち初期画像とにより、他の各運動時相のための運動補正されたＭＲ画像を計算することができる。従って、当該コントラスト値について一連のＭＲ画像が存在し、これらの一連のＭＲ画像は検査対象の運動を同じコントラストで示す。これが第１周期の画像の他のコントラスト値について繰り返されるならば、異なるコントラスト値について画像シリーズが得られるので、任意に、異なるコントラスト値について当該画像シリーズから所謂可動撮像又はシネ撮像を作成することができる。

運動補正されたＭＲ画像の計算後に、第１周期の全てのコントラスト値と周期運動の全ての運動時相とについて取得（撮像）されたＭＲ画像か計算されたＭＲ画像かのいずれかのＭＲ画像が存在する。従って、撮像後に任意のコントラスト値について周期運動のＭＲ画像を観察することができる。

一実施形態では、ＭＲ信号の検出前にプリパレーションパルスの照射によって検査対象の磁化が準備され、その磁化は少なくとも２つの周期にわたって平衡状態に近づく。傾斜磁場パルスおよび高周波（ＲＦ）パルスを投入することによって本来のイメージングを開始する前に、例えば反転パルスにより、磁化が１８０°だけ反転されることによってプリパレーション（準備）が行われる。その後に高速の傾斜磁場エコーシーケンス、例えばｂＳＳＦＰシーケンス（balanced steady-state free precession）により画像取得を行う際に、個々のＭＲ画像におけるコントラスト値は、最初は、即ち照射直後の最初の周期ではＭＲ画像ごとに強く変化するのに対して、第２周期では僅かしか変化しない。

反転パルスによる準備の代わりに飽和パルスが照射されてもよく、その飽和パルスで磁化がＭＲ信号の取得前に飽和させられ、そのあと再び平行状態になる。しかし、反転パルス又は飽和パルスの照射はどうしても必要というわけではない。他の実施形態では、例えば傾斜磁場エコーシーケンスを時間Ｔ１よりも短い繰り返し時間ＴＲで何度も繰り返して使用するならば、この種の磁化経過を達成することができる。この場合にも、しばらく時間が経過した後で、磁化が平行状態になる。

第１周期が、周期運動において検査対象のＭＲ信号が取得される時間的に最初の周期であり、第２周期が、検査対象のＭＲ信号が取得される最後の周期であるとよい。最後の周期では磁化が平衡状態に非常に近いのに対して、時間的に最初の周期では磁化が依然として最も強く変化する。

検査対象が例えば心臓である場合に、ＭＲ信号は複数の心周期、例えば３〜６、好ましくは４又は５の心周期にわたって取得するとよい。１心周期が約１秒持続するので、ＭＲ画像の取得がおよそ３から６秒の範囲内で可能である。この時間間隔の間、健康でない被検者も息を止めることができる。適用分野に応じて６よりも多い周期も使用できる。２以上の周期数だけが必要である。

１つの心周期内で多数のＭＲ画像を取得することは、加速法、例えば圧縮センシング技術の助けによりＭＲ画像を取得することができる。さらに、この技術は、公知のごとく、実際に取得されるＭＲ生データ点の個数を低減するべく、取得されるＭＲデータのある特定の条件を利用することによってエコー時間を短縮する。

さらに、異なるコントラスト値で計算および取得されるＭＲ画像から、検査対象の所謂空間分解されたＴ１およびＴ２緩和マップを作成することができる。例えば反転パルスを使用した場合には、個々のＭＲ画像における強度経過により、時間Ｔ１もしくはＴ２を推定することができる。これは、異なる運動時相について、ピクセルごとに計算して表示することができる。

本発明は、上述のごとく周期運動の少なくとも２つの周期にわたってＭＲ信号を取得してＭＲ画像を生成するための撮像ユニットと、既に詳述したように周期運動の異なる時相について運動情報を第２周期からのＭＲ画像の助けにより計算して第１周期におけるＭＲ画像に適用することにより、第１周期における異なるコントラスト値を持つＭＲ画像ついて周期運動の異なる運動時相ごとにＭＲ画像を計算する計算ユニットとを有する、ＭＲ画像を計算するＭＲ装置にも関する。

以下において述べる実施例の説明により、本発明の他の利点および実施形態を明らかにする。

図１は可変コントラストを有するＭＲ画像を短い時間間隔で撮像および計算することを可能にするＭＲ装置を示す。 図２は運動補正されたＭＲ画像を計算する方法の概要を模式的に示す。 図３は異なる運動時相についての運動情報の計算法を説明するための概要を示す。 図４は計算および撮像されたＭＲ画像を運動時相およびコントラストに依存して表示したマトリックスを示す。 図５は可変コントラストを有するＭＲ画像を計算する際に実行されるステップを有するフローチャートを示す。

図１は、周期的に運動する器官の如き検査対象のＭＲ画像を、本発明に従って異なるコントラストで生成することを可能にする磁気共鳴装置を概略的に示す。この磁気共鳴装置は、分極磁場Ｂ₀を発生するための磁石１０を有し、寝台１１上に載置された被検者１２がその磁石の中心部に移動され、そこで空間エンコードされた磁気共鳴信号が検査対象から取得される。高周波パルス列の照射と傾斜磁場の切替によって、分極磁場Ｂ₀により生成された磁化が平衡位置から偏向させられ、その結果生じる磁化が図示されていない受信コイルにより磁気共鳴信号として検出される。さまざまなイメージングシーケンスを用いて、磁気共鳴信号を生成するための一般的な動作態様は当業者に知られているので、詳細な説明は省略する。

さらに、磁気共鳴装置（ＭＲ装置）はそのＭＲ装置を制御するための中央制御ユニット１３を有する。この中央制御ユニット１３は、傾斜磁場を制御して切り替えるための傾斜磁場制御部１４を有する。磁化を偏向するための高周波（ＲＦ）パルスを制御して照射するべく高周波制御部１５が設けられている。記憶ユニット１６には、例えばＭＲ画像を取得するために必要なイメージングシーケンスと、装置の動作に必要なプログラムとを記憶させることができる。撮像ユニット１７は画像取得を制御し、しかも選択されたイメージングシーケンスに依存して制御する。そのシーケンスの手順に従って、傾斜磁場およびＲＦパルスが照射される。それゆえ、撮像ユニット１７は傾斜磁場制御部１４およびＲＦ制御部１５も制御する。計算ユニット２０において計算されたＭＲ画像は表示部１８に表示することができ、操作者は入力ユニット１９を介してＭＲ装置を操作することができる。

図２には、そのイメージングシーケンスの一部と後続処理ステップとが概略的に示されている。その後続処理ステップで造影剤投与に基づく心臓撮像、例えば所謂遅延増強効果による検査を行うことができる。ＥＣＧトリガリング２２によるＥＣＧトリガによりＲＦパルス２１の照射、ここでは反転パルスの照射が行われ、その照射後に、バー２９により概略的に示す時間間隔の期間中に画像取得が行われる。この画像取得法は、例えばｋ−ｔ正則化を用いた圧縮センシング技術を使用するｂＳＳＦＰシーケンスであるとよい。例えば、心電図（ＥＣＧ）のＲ波の直後に照射される反転パルス２１に基づいて、２Ｄ−ＭＲデータが取得される。図示のケースでは、４つの心周期、即ち心周期２３、心周期２４、心周期２５および心周期２６にわたり画像取得が行われる。異なる心周期の期間中に取得されるＭＲ画像の時間分解能は、１心周期当たり複数のＭＲ画像が取得されるように３０〜４０ｍｓの範囲内にあるとよい。

さらに、図２には、個々の心周期において個々のＭＲ画像が有するコントラストが概略的に示されている。第１の心周期２３における個々のＭＲ画像２３ａ〜２３ｇ間のコントラストは、直前に照射された反転パルスに基づいて非常に強く変化する。磁化は撮像時間を通じて平衡状態に近づくので、周期２６では個々のＭＲ画像間の磁化の差が僅かしかない。

撮像（画像取得）は、少なくとも２つの周期を通じて行われ、第１周期、即ち周期２３においては、ＭＲ画像ごとの磁化変化が、第２周期における磁化変化よりも、即ち図示では周期２６における磁化変化よりも大きい。ここでは、運動する心臓の運動情報、例えば変形情報を計算するために、周期２６のＭＲ画像２６ａ〜２６ｇが使用される。個々のＭＲ画像２６ａ〜２６ｇが僅かなコントラスト差を有することから、これらのＭＲ画像により心臓運動を良好に決定することができる。というのは、個々のＭＲ画像間に、組織に基づくコントラスト差が生じないからである。異なる心時相における個々のＭＲ画像を相互にレジストレーション（位置合わせ）をし、それにより個々の心時相における心臓の変形を表す個々の変形画像を計算する方法は、当業者に知られており、ここでは詳しくは説明しない。実現可能な運動情報計算法が、「Christoph Guetter, Hui Xue, Christophe, Chefd'hotel, Jens Guehring共著の論文“EFFICIENT SYMMETRIC AND INVERSE-CONSISTENT DEFORMABLE REGISTRATION THROUGH INTERLEAVED OPTIMIZATION”, Biomedical Imaging:From Nano to Macro, 2011 IEEE International Symposium, Page:590-593, ISSN:1945-7928」 に記載されている。図２には、第２周期、即ちここでは最後の周期２６のＭＲ画像から得られたこれらの変形画像が概略的にブロック２７において示されている。それにより心臓運動を識別し、その識別した心臓運動を、第１の心周期で取得されたＭＲ画像２３ａ〜２３ｇに適用する（当てはめる）ことができる。後でさらに図３および図４を参照して詳細に説明するように、第１周期の個々のコントラストについての変形情報から、周期運動の異なる時相についてのＭＲ画像を、マトリックス２８によって概略的に示されているようにそれぞれ決定することができる。

上述の変形情報は、心臓の固有運動に基づいている。完全に止められていない呼吸に起因して、なおも残留運動、即ち周囲運動による運動が残る場合に、この残留運動をなおも同様に補正することができる。両周期２３および２６の間に、なおも１つの軽い運動、例えば僅かな呼吸活動による運動が存在する場合に、その運動は、運動情報の決定前に、異なる周期のＭＲ画像を相互にレジストレーション（位置合わせ）することによって補償することができる。この場合に、例えば、第１周期の最後の画像、即ち画像２３ｇが、第２周期の最後の画像、即ち画像２６ｇに対してレジストレーションされるとよい。ここで生じる第２の運動情報が、第２周期の全体のＭＲ画像に適用される。一般に、両周期からの同じ運動時相のＭＲ画像を互いに比較することにより、第２の運動情報を計算することができる。

図３に基づいて、どの運動情報もしくは変形情報が決定されるかを先ず説明する。図３には、このために１つの心周期の異なる運動時相が概略的に示されており、図示のケースでは、４つの運動時相が示されている。もちろん、周期運動を、それより多くの又はそれより少ない異なる運動時相に区分することができる。個々のＭＲ画像２６ａ〜２６ｇが個々の運動時相に割り当てられ、又は各画像が運動時相を表し、各運動時相について少なくとも１つのＭＲ画像が存在する。図２に示す例では、１周期当たり８個の画像が取得された。しかし、この個数は可変であり図解のために使用したにすぎない。第１の運動時相の１つ又は複数のＭＲ画像を第２の運動時相のＭＲ画像と比較することにより、第２の運動時相に対して相対的に第１の運動時相によって生じた運動変化を決定することができる。図３に、これが矢印１−２により概略的に示されている。同様に、第３の運動時相に対する相対的な第１の運動時相の運動変化又は変形変化が決定され、これが図に１−３により示され、さらに第４の運動時相に対する相対的な第１の運動時相の運動変化が１−４により示されている。さらに、第１の運動時相に対する相対的な第２の運動時相の運動変化もしくは第３又は第４の運動時相に対する相対的な第２の運動時相の運動変化が計算される。従って、各運動時相の他の各運動時相に対する運動変化が計算される。１つの周期内において、運動をｎ個の異なる運動時相に区分する場合には、ｎ（ｎ−１）個の運動情報又は変形情報がもたらされる。この運動情報又は変形情報は、並進成分および／又は回転成分を含み得る。このように決定された運動情報により、第１周期のＭＲ画像について、異なる運動時相のＭＲ画像を決定することができる。

このことが図４に詳細に説明されており、図４には図２のマトリックス２８がもう一度詳細に示されている。図４において斜線で示したＭＲ画像は、各周期においてＭＲ装置によって取得（撮像）されたＭＲ画像であり、図示の例では４１−１、４２−２、４３−３および４４−４である。これらの４つのＭＲ画像は、例えば図２のＭＲ画像２３ａ〜２３ｇのどれかであり得る。取得されたＭＲ画像４１−１は、例えば反転パルスの照射直後に取得されたために、第１のコントラストを有する。図３で説明したように計算された変形画像により、今やＭＲ画像４１−２、４１−３および４１−４を計算することができる。取得されたＭＲ画像４１−１に基づいて画像４１−２から４１−４を計算するために、図３の例を参照するならば、変形情報１−２、１−３および１−４が使用されることになる。それゆえ、第１のコントラストについては、例えば、その第１のコントラストで運動する心臓のシネ（ＣＩＮＥ）表示に使用できるＭＲ画像シリーズが提供される。類似の計算がＭＲ画像４２について可能である。その取得されたＭＲ画像と、運動情報、即ちここでは運動情報２−１、２−３および２−４とに基づいて、ＭＲ画像４２−１、４２−３および４２−４が計算され、従って、さらに別の異なるコントラストについてＭＲ画像シリーズが計算されたことになる。同じやり方で、ＭＲ画像４３−１〜４３−４と、４４−１〜４４−３とを計算することができる。それによって、図４において概略的に認識できるように、異なるコントラスト値ごとに、それぞれ１つの、異なる運動時相を含んだＭＲ画像シリーズが得られる。医師は、異なるコントラスト値において心筋の運動に関する情報を得るべく、これらのＭＲ画像シリーズを観察することができる。

さらに磁化現象から、図２に示されているように、例えば生成された画像に基づいてボクセルを基礎にして計算される３パラメータＦｉｔ法によって、Ｔ１値およびＴ２値を計算することができる。

図５において、個々のステップが概略的に要約されている。ステップ５１においてＭＲ画像の取得が行われ、その際に、図２に示したように、ＭＲ画像の取得前に反転パルス又はプリパレーションパルスが投入されるとよい。しかし、冒頭に述べたように、反転パルス又はプリパレーションパルスは、平衡状態に近づく磁化経過を発生させるために絶対に必要というわけではない。次に、ステップ５２において、少なくとも２つの周期のうちの第２周期のＭＲ画像から運動情報が決定され、これは図４の例では４番目の周期、つまりＭＲ画像の取得期間内の最後の周期である。ステップ５３において、この運動情報が第１周期のＭＲ画像に適用され、それにより、図４に示したように周期運動の異なる運動時相に対する異なるコントラスト値におけるＭＲ画像が計算される。次に、画像取得後にステップ５４において使用者によって、使用者が表示を望むコントラストが決定される。このことは、任意のコントラストの選択がステップ５１におけるＭＲ画像の取得前には行われず、後になってはじめて行われたことを意味する。ステップ５５において、その選択されたコントラストにより所望の画像シリーズ、特にシネ表示用の画像シリーズを表示することができる。任意選択的に、ステップ５６における磁化経過から、図２に示したように、個々のピクセルのためにＴ１値およびＴ２値を曲線当てはめ法によって計算することができる。

上述の実施形態では、最後の周期、即ち第２周期の運動情報が第１周期のＭＲ画像に対してのみ適用された。しかし、図２を参照すれば、最後の周期の運動情報を、最初の周期２３におけるコントラスト値とは異なるコントラスト値が生じる第２周期のＭＲ画像、即ち周期２４のＭＲ画像にも適用することもできる。周期２４におけるコントラスト値はもはや周期２３におけるコントラスト値と同じではないが、しかし運動情報の使用は１つの第１周期２３のＭＲ画像に限定されない。複数の第１周期２３，２４への適用が同様に考えられ得る。

以上のように、上述の本発明は種々のコントラストにおいて十分な空間的および時間的な分解能を有するＭＲ画像の生成を可能にする。

１０ 磁石
１１ 寝台
１２ 被検者
１３ 制御ユニット
１４ 傾斜磁場制御部
１５ ＲＦ制御部
１６ 記憶ユニット
１７ 撮像ユニット
１８ 表示部
１９ 入力ユニット
２０ 計算ユニット
２１ ＲＦパルス
２２ ＥＣＧトリガ
２３〜２６ 心周期
２３ａ〜２３ｇ ＭＲ画像
２６ａ〜２６ｇ ＭＲ画像
２７ フィールド
２８ マトリックス
２９ バー

Claims (15)

1. 周期運動をする検査対象のＭＲ画像を計算する方法であって、
   前記周期運動の少なくとも２つの周期（２３〜２６）にわたって前記検査対象のＭＲ画像を取得するためのＭＲ信号を検出するステップであって、前記少なくとも２つの周期のそれぞれにおける複数のＭＲ画像が取得され、前記ＭＲ画像に影響を及ぼす検査対象の磁化が、前記少なくとも２つの周期（２３〜２６）にわたって平衡状態に近づき、かつ前記少なくとも２つの周期のうちの第２周期（２６）において、前記少なくとも２つの周期のうちの第１周期（２３）よりも平衡状態に近づくステップと、
   前記検査対象の運動情報が異なる運動時相ごとに決定されるように、前記第２周期（２６）からの複数のＭＲ画像（２６ａ〜２６ｇ）を用いて前記検査対象の周期運動の異なる運動時相ごとに前記運動情報を決定するステップと、
   前記第１周期の異なるＭＲ画像について前記周期運動の異なる運動時相ごとに運動補正されたＭＲ画像が計算されるように、前記第２周期において決定された運動情報を用いて、前記第１周期（２３）のＭＲ画像（２３ａ−２３ｇ）における前記周期運動の異なる運動時相ごとに前記検査対象の運動補正を行うステップと、
   を有する方法。
2. 前記第２周期内の検査対象の異なる各運動時相について前記第２周期内の他の各運動時相に対する相対的な運動変化が決定され、前記周期運動の各運動時相について前記第１周期内の運動補正されたＭＲ画像が決定されるように、前記第１周期のＭＲ画像（２３ａ−２３ｇ）における運動補正が行われることを特徴とする請求項１記載の方法。
3. 各ＭＲ画像に１つのコントラスト値が割り当てられて当該コントラスト値で前記検査対象が付属のＭＲ画像内に表示されており、前記第１周期の時間的に隣り合うＭＲ画像間のコントラスト変化が前記第２周期の時間的に隣り合うＭＲ画像間のコントラスト変化よりも大きいことを特徴とする請求項１または２に記載の方法。
4. 前記第１周期において取得された各ＭＲ画像（２３ａ−２３ｇ）が異なるコントラスト値を有し、
   前記第１周期の取得された各ＭＲ画像（２３ａ−２３ｇ）が１つの運動時相に割り当てられることにより、前記第１周期の異なるコントラスト値ごとに当該コントラスト値でＭＲ画像として取得された少なくとも１つのＭＲ初期画像が生成され、
   前記第１周期の異なるコントラスト値ごとに、当該コントラスト値で取得されかつ運動時相の１つにおいて取得されたＭＲ初期画像と、様々な運動時相についての運動情報とを用いて、関連するＭＲ初期画像が有するのと同じコントラスト値を有する他の欠けている運動時相について運動補正されたＭＲ画像が計算されることを特徴とする請求項１から３の１つに記載の方法。
5. 前記運動補正されたＭＲ画像の計算後に、前記第１周期の全てのコントラスト値と、前記周期運動の全ての運動時相とについて、取得されたＭＲ画像又は計算されたＭＲ画像のいずれかが存在することを特徴とする請求項４記載の方法。
6. 前記検査対象の磁化が、前記ＭＲ信号の検出前にプリパレーションパルス（２１）の照射によって準備され、前記ＭＲ信号の検出期間中に少なくとも２つの周期内で平衡状態に近づくことを特徴とする請求項１から５の１つに記載の方法。
7. 前記プリパレーションパルスが、前記磁化を反転させる反転パルスであることを特徴とする請求項６記載の方法。
8. 前記第１周期（２３）が前記プリパレーションパルス（２１）の照射後の時間的に最初の周期であり、前記第１周期において前記検査対象のＭＲ信号が取得され、前記第２周期（２６）が時間的に前記第１周期の後に発生することを特徴とする請求項６又は７記載の方法。
9. 前記ＭＲ画像の取得中に、複数のＲＦパルスが、前記検査対象の照射時間Ｔ１よりも短い時間間隔で前記検査対象に照射されることによって、前記磁化がＭＲ信号の検出期間中に平衡状態に近づくことを特徴とする請求項１から５の１つに記載の方法。
10. 前記第１周期（２３）が、前記周期運動において前記検査対象のＭＲ信号が取得される時間的に最初の周期であり、前記第２周期（２６）が、前記検査対象のＭＲ信号が取得される時間的に最後の周期であることを特徴とする請求項１から９の１つに記載の方法。
11. 前記検査対象が心臓であり、前記ＭＲ信号を３から６までの間の個数の心周期にわたって取得することを特徴とする請求項１から１０の１つに記載の方法。
12. 前記ＭＲ画像は、加速法により取得されることを特徴とする請求項１から１１の１つに記載の方法。
13. 前記検査対象の空間分解された緩和時間Ｔ１および緩和時間Ｔ２を計算するために、前記取得されたＭＲ画像と、前記計算され運動補正されたＭＲ画像とを使用することを特徴とする請求項４から１２の１つに記載の方法。
14. 前記運動情報が検査対象としての器官の運動を考慮する第１の運動情報であり、前記周囲運動による器官の運動を考慮する第２の運動情報が計算され、前記第２の運動情報が前記第２周期のＭＲ画像に対する前記第１周期のＭＲ画像のレジストレーションによって決定され、両ＭＲ画像が同じ運動時相に属することを特徴とする請求項１から１３の１つに記載の方法。
15. 周期運動をする検査対象のＭＲ画像を計算するＭＲ装置であって、
    前記周期運動の少なくとも２つの周期にわたって前記検査対象のＭＲ画像を取得するためのＭＲ信号を検出してＭＲ画像を再構成するように構成されている撮像ユニット（１７）であって、前記少なくとも２つの周期のそれぞれにおける複数のＭＲ画像を取得し、前記ＭＲ画像に影響を及ぼす前記検査対象の磁化が、前記少なくとも２つの周期にわたって平衡状態に近づき、かつ前記少なくとも２つの周期のうちの第２周期（２６）において、前記少なくとも２つの周期のうちの第１周期（２３）おけるよりも平衡状態に近づくように構成された撮像ユニット（１７）と、
    前記検査対象の運動情報が異なる運動時相ごとに決定されるよう前記第２周期からの複数のＭＲ画像（２６ａ〜２６ｇ）を用いて前記検査対象の周期運動の異なる運動時相ごとに運動情報を決定するように構成されている計算ユニット（２０）であって、前記第１周期の異なるＭＲ画像について周期運動の異なる運動時相ごとに運動補正されたＭＲ画像が計算するように、前記第２周期において決定された運動情報を用いて、前記第１周期のＭＲ画像において周期運動の異なる運動時相ごとに検査対象の運動補正を行うように構成された計算ユニット（２０）と、
    を有するＭＲ装置。

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