JP3461393B2 - 核磁気共鳴撮影装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、被検体中の水素や燐等
からの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）を利用し
た核磁気共鳴撮影（ＭＲＩ）装置に関し、特に刻々の体
内状態を映像化する方法（ＭＲフロロスコピー）に関す
る。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩは被検体中の水素や燐等からの核
磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を測定し、核
の密度分布や緩和時間分布等を映像化するもので、その
撮影対象としては、臨床で広く普及しているものとして
は被検体の主たる構成物質であるプロトンである。プロ
トン密度の空間分布や、励起状態の緩和現象の空間分布
を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態を
２次元または３次元で撮影する。このためＭＲＩでは、
静磁場中に置かれた被検体に高周波磁場を印加し、被検
体の組織を構成する原子核スピンを励起し、スピンから
のＮＭＲ信号をエコー信号として検出する。この際、エ
コー信号に位置情報を与えるために傾斜磁場が印加され
る。

【０００３】そして画像化のためには、傾斜磁場により
異なる位相エンコードを与え、それぞれの位相エンコー
ドの下で得られるエコー信号を検出する、位相エンコー
ドの数は通常１枚の画像あたり128、256、512等の値が
選ばれる。各エコー信号は通常128、256、512、1024個
のサンプリングデータからなる時系列信号として得られ
る。これらのデータを２次元フーリエ変換して１枚のＭ
Ｒ画像を作成する。

【０００４】この傾斜磁場の印加方法、エコーの検出方
法、原子核への高周波磁場の与え方の組み合わせがパル
スシーケンスであり、種々のパルスシーケンスがある。
例えば、１回のスピンの励起で１つのエコーを計測し、
この計測を位相エンコード傾斜磁場の強度を変えながら
繰り返して１枚の画像に必要な信号を取得するスピンエ
コー法や、１回のスピンの励起で複数のエコーを計測す
るエコープレナー法（ＥＰＩ）や高速グラディエント法
などのパルスシーケンスがある。スピンエコー法は偽像
がおきにくいという利点があり、ＥＰＩや高速グラディ
エント法は高速撮影が可能である。

【０００５】更にこれら高速撮影が可能なＥＰＩや高速
グラディエント法を用い、連続して撮影し、準動的に画
像を得るＭＲフロロスコピーが開発され、ＭＲによる動
態計測の実用化に向け各種の技術検討がなされている。
このような被検体の経時的変化を追跡するダイナミック
スタディは、Ｘ線ＣＴの分野では普通に行われている
が、ＭＲＩでは前述のように位相エンコード数ごとにエ
コーを計測することによって１枚の画像が得られるの
で、１枚の画像を得るために時間がかかり、時間分解能
を向上させることができなかった。例えば普通の撮影方
法では１回の撮影に数分程度、高速撮影法でも数秒程度
が必要である。

【０００６】このため、時間的に隣接する画像間で位相
情報を共有し、ＭＲフロロスコピーの撮影繰り返し時間
の短縮する方法が提案されている（特開平１−２１８４
３６号公報）。そのデータ取得方法を図５に示す。ここ
では、１枚の画像に必要な信号を取得するためのスキャ
ンを複数（図中、３つ）のサイクルに分けると共に、各
サイクルに位相エンコードパルスのレベルを実質的に均
等に分配し、２つのサイクルのデータを時間的に隣接す
る画像（例えば501、502）間で共有するようにしてい
る。これにより、１枚の画像に必要な時間の１／３（１
／サイクル数）のサイクルで画像を更新することができ
る。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】ところで、一般に高速
グラディエント法やＥＰＩなどの高速撮影では、短時間
にたくさんのデータを計測する必要があるため通常の撮
影に比べＳ／Ｎが低い。Ｓ／Ｎを高くするためには、信
号計測を複数回行い結果を加算すればよいが、この場
合、画像取得の繰返しレートを高速にできなくなる。従
って、このような加算処理は、心臓のように動きの速い
部分では被検体の動きに追随できなくなってしまうた
め、直ちには適用することはできない。

【０００８】本発明は上記従来の問題に鑑みなされたも
ので、ＭＲＩによるＭＲフロロスコピーを高時間分解能
且つ高Ｓ／Ｎで実現できる核磁気共鳴撮影装置を提供す
ることを目的とする。

【０００９】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成する本発
明の核磁気共鳴撮影装置は、静磁場中に置かれた被検体
に傾斜磁場と高周波磁場を印加する手段、前記被検体か
ら発生する磁気共鳴信号のエコーを検出する手段及び前
記エコーを用いて画像を計算する手段を備え、前記傾斜
磁場の一部で前記エコーに逐次異なる位相エンコードを
付与して複数個のエコーを検出し、これらの複数個のエ
コーの一部を逐次用いて連続的に画像を計算する核磁気
共鳴撮影装置において、新たに取得されたｉ＋１枚目の
画像用として位相エンコードされたエコーセットの一部
を、それに対応するｉ枚目の画像用に位相エンコードさ
れたエコーセットの一部と比較し、両者が実質的に同一
であれば加算し、異なっていれば更新することによっ
て、ｉ＋１枚目の画像用のエコーセットの一部を確定
し、この確定されたｉ＋１枚目の画像用のエコーセット
の一部とｉ枚目の画像用に位相エンコードされたエコー
セットの残りの部分とでｉ＋１枚目の画像を計算するよ
うにしたものであり、このように順次エコーセットの一
部を更新或いは加算しながら、連続画像を得るものであ
る。

【００１０】尚、ｉ＋１枚目の画像用のエコーセットは
その全部を新たに取得し、それをｉ枚目の画像用のエコ
ーセットの全部と比較するようにしてもよい。この場合
には比較の結果、両者が異なっていればエコーセット全
体を更新してｉ＋１枚目の画像を計算し、両者が実質的
に同一であれば新たに取得されたｉ＋１枚目の画像用の
エコーセットとｉ枚目の画像用のエコーセットとを加算
平均し、加算平均されたエコーセットからｉ＋１枚目の
画像を計算する。

【００１１】本発明の１態様によれば、エコーセットの
一部又は全部は、高周波磁場照射の後、傾斜磁場の極性
を反転させることにより、連続的に発生されるエコー列
を単位とする。またｉ枚目及びｉ＋１枚目の画像用の各
エコーセットの一部又は全部を比較する場合、エコー列
を構成するエコーのうち、位相エンコード量の絶対値が
相対的に小さいエコーを用いて比較することができる。

【００１２】

【作用】被検体に動きが無い場合は、信号が加算され画
質が向上する。被検体に動きがある場合には、信号が書
換えられるので、被検体の動きに追随した画像が得られ
る。特に１枚の画像を形成するのに用いられるエコーセ
ットの一部を、隣接する画像用のエコーセットの一部と
共有することにより、高時間分解能で上記効果が得られ
る。

【００１３】エコーセットは、高周波磁場照射の後、傾
斜磁場の極性を反転させることにより、連続的に発生さ
れるエコー列を単位として取得することにより、高速で
取得することができ、時間分解能を高めることができ、
しかもエコー列は高周波成分及び低周波成分を含む均質
なデータであるので、画像の連続性が確保できる。また
位相エンコード量の絶対値が相対的に小さいエコーは、
一般に信号強度が大きいので、これらを比較することに
より、実質的に２つのエコーセットの部分の相関を取る
ことができる。これにより、エコー列全体を比較する場
合に比べ、計算の高速化を図ることができる。

【００１４】

【実施例】以下、本発明の核磁気共鳴撮影方法を図面を
参照して説明する。図４は本発明が適用される典型的な
ＭＲＩ装置の構成を示すもので、被検体１０１の周囲に
均一な静磁場を発生する磁石１０２と、磁石内の空間に
傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０３と、この領域
に高周波磁場を発生するＲＦコイル１０４と、被検体１
０１が発生するＭＲ信号を検出するＲＦプローブ１０５
とを備えている。傾斜磁場コイル１０３は、Ｘ、Ｙ、Ｚ
の３方向の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源１
０９からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。
ＲＦコイル１０４はＲＦ送信部１１０の信号に応じて高
周波磁場を発生する。信号検出部１０６はＲＦプローブ
１０５のエコー信号を検出し、信号処理部１０７に送
る。信号処理部１０７は、検出した信号を信号処理し、
フーリエ変換等の計算により画像信号に変換する。画像
は表示部１０８で表示される。傾斜磁場電源１０９、Ｒ
Ｆ送信部１１０、信号検出部１０６は制御部１１１で所
定のパルスシーケンスに従って制御される。ベッド１１
２は被検体が横たわるためのものである。

【００１５】本発明の核磁気共鳴撮影方法では、位相エ
ンコード傾斜磁場でエコーに逐次異なる位相エンコード
を付与して複数個のエコーを検出し、これらの複数個の
エコーの一部を逐次用いて連続的に画像を計算する。こ
のための撮影パルスシーケンスの一実施例を図２に示
す。図中、ＲＦは高周波磁場パルスの印加タイミング、
Ｇｓ、Ｇｅ、Ｇｒはそれぞれスライス方向、位相エンコ
ード方向、周波数エンコード（読み出し）方向の傾斜磁
場の印加タイミング、エコーはエコーの発生タイミン
グ、サンプリングはエコー信号のサンプリング時間を示
している。この撮影シーケンスは８分割したグラディエ
ントエコー型のＥＰＩである。

【００１６】ここでは、パルス状のＲＦ磁場２０１をス
ライス傾斜磁場２０２を印加しながら照射し、特定スラ
イス内のスピンを励起した後、位相エンコード傾斜磁場
２０３を与える。さらに読みだし傾斜磁場２０５と２０
６を印加すると、磁場強度と印加時間の積分値が０にな
った時点でエコー２０７が発生する。この後、極性が反
転する読み出し傾斜磁場２０６を連続して印加すると、
磁場強度と印加時間の積分値が０になる度にエコー２０
７が発生する。即ち、読みだし傾斜磁場２０６の繰返し
数に一致する数のエコー２０７（207₁、207₁、207₃・・
・）が発生する。この１回のスピンの励起後に得られる
一連のエコーをエコートレイン（エコー列）と呼び、各
エコーの間に位相エンコード傾斜磁場２０４を印加する
ことにより、各エコーが異なる値に位相エンコードされ
る。本実施例ではエコートレインは連続した３２エコー
からなるものとする。各エコーの波形は、それぞれ５１
２点でサンプリングされ、各々の位相エンコードのエコ
ー信号２０８が連続して得られる。

【００１７】このようなエコー信号を取得するシーケン
ス（シーケンスブロック）２０９を、位相エンコード傾
斜磁場２０３の値を変えつつ、８回繰り返し、合計２５
６個（＝３２×８）のエコー信号を取得し、１枚の画像
作成に必要な信号収集を完了する。１エコーは１〜２ｍ
ｓである。１エコートレインの時間幅２１０は５０ｍｓ
〜１００ｍｓである。エコートレインの間隔（即ちシー
ケンスブロック２０９の時間幅）は、ＲＦ照射により励
起された核磁化が完全に緩和するのを待つため０．５か
ら２秒程度と長い。

【００１８】この撮影シーケンスを公知の２次元位相エ
ンコード走査空間（ｋトラジェクトリ）で表示すると、
図３（ａ）のようになる。図３において横軸ｋｘは読み
だし方向に対応し、縦軸ｋｙは位相エンコードに対応す
る。図２のエコートレイン２０７は、ｋ空間上をジグザ
グ状に走査するエコートレイン３１１、３１２（以下図
示せず）・・・３１８のいずれか１本に対応し、１本の
エコートレインは、折り返しの横線が３２本であり、こ
れは図２のエコートレイン２０７のエコーの数に対応す
る。即ち、図２の第１のエコー２０７₁は線３１１１に
対応し、第２のエコー２０７₂は線３１１２に対応す
る。

【００１９】線３１１１から線３１１２までの間に、異
なるエコートレイン３１１、３１２の第１エコーが線３
１１１を含め８本、均等に配置される。エコートレイン
の数（８本）は、図２の位相エンコード傾斜磁場２０３
のステップ数（８回）に対応し、位相エンコード傾斜磁
場２０３値を変えながら、図２のシーケンスブロック２
０９を８回繰り返すことにより、８本のエコートレイン
が走査する。これらエコートレインは縦軸ｋｙ方向にわ
ずかにずれて走査し、このずれは、位相エンコード傾斜
磁場２０３のシーケンスブロック毎の変化量により決定
されている。

【００２０】これら８本のエコートレインからなるエコ
ーセットにより１枚の画像が計算されるのであるが、本
発明においては、７本のエコートレインは時系列上１つ
前の画像の計算に用いたエコートレインのものを共有
し、残りの１本については新たに取得されたエコートレ
インと前の画像の対応するエコートレインとの比較の結
果に応じて加算或いは置き換えを行った上で、画像を計
算する。このような繰り返しにより連続的に画像を表示
する。

【００２１】本発明による画像の計算方法の例を図１を
参照して更に詳細に説明する。まず、図２のシーケンス
ブロック２０９を位相エンコード傾斜磁場を１づつイン
クリメントしながら８回繰り返し、ｉ枚目の画像用の信
号として８個のエコートレイン３１１、３１２・・・３
１８を取得し画像計算が終ったものとする（ステップ
１）。このｉ枚目の画像は表示部に表示されている（ス
テップ２）。次にｉ＋１枚目の第１のエコートレイン３
２１を図３（ｂ）のように撮影する（ステップ３）。こ
のエコートレイン３２１を先に取得したｉ枚目の画像用
のエコートレインのうち、同一の位相エンコードがなさ
れたエコートレイン３１１と比較する（ステップ４）。
比較は互いの相関を取り、相関値が一定値より小さい場
合には両者は異なり、一定値より大きい場合には両者は
実質的に同一であるとする。相関を取るデータ数は５１
２×３２＝１６３８４データである。

【００２２】比較の結果、相関値が一定値よりも小さけ
れば、被検体に変化があったものとして、エコートレイ
ン３２１を新たなエコーとして取り込む（ステップ
５）。即ち、新たに取込まれたエコートレイン３２１と
ｉ枚目の画像用の残りの７本のエコートレイン３１２〜
３１８とからｉ＋１枚目の画像を計算し（ステップ
６）、画像を表示する（ステップ７）。

【００２３】一方、２つのエコートレイン３１１、３２
１の比較の結果、両者の相関値が一定値よりも大きけれ
ば、被検体の変化が無かったものとして、エコートレイ
ンの３１１と３２１の平均をとる（ステップ８）。平均
処理は単純な加算平均でもよいが、各エコートレインの
Ｓ／Ｎを考慮して加重平均を行ってもよい。例えば、エ
コートレイン３１１が既にｉ−１の画像のエコートレイ
ンと平均処理されている場合には、そのＳ／Ｎは１回の
測定結果であるエコートレイン３２１のＳ／Ｎに比べ高
いため、平均処理された回数に応じた重み付けを行うこ
とにより、最良のＳ／Ｎを得ることができる。

【００２４】このように平均処理された結果をｉ＋１枚
目の画像用の一部として（ステップ９）、これとｉ枚目
の画像用の残りの７本のエコートレイン３１２〜３１８
とからｉ＋１枚目の画像を計算し（ステップ６）、画像
を表示する（ステップ７）。ｉ＋２枚目についても同様
に、図２のシーケンスブロック２０９を実行することに
よって、第２のエコートレイン（図３（ｂ）の第１のエ
コートレイン３２１の次のエコートレイン）を撮影し、
このエコートレインをｉ＋１枚目の画像用の第２のエコ
ートレイン（ここではｉ枚目の画像用の第２のエコート
レイン３１２と同じである）と比較し、相関が小さけれ
ば第２のエコートレインに関するデータを更新してｉ＋
２枚目の画像を計算し、相関が大きければｉ＋１枚目の
画像用の第２のエコートレインと加算平均処理した上で
ｉ＋２枚目の画像を計算する。このようにして、順次位
相エンコード２０３のエンコード量を変えながらシーケ
ンスブロック２０９を実行するとともに、その実行によ
って得られたエコートレインと既に取得されている対応
するエコートレインのデータとの比較を行い、更新或い
は加算平均の処理を行って、新たな画像を計算、表示す
る。

【００２５】既に述べたようにシーケンスブロック２０
９の間隔は０．５〜２秒程度であるので、この実施例で
はその１／８（６２．５ｍｓ〜２５０ｍｓ）の時間分解
能で連続画像を表示することができる。尚、以上の実施
例では、２つのエコートレインを比較する際に、各エコ
ーについて取得された全データについて相関を取る場合
について述べたが、データの一部について相関を取るよ
うにしてもよい。例えば、エコートレインのうち、位相
エンコード量の絶対値が小さい領域のエコーはエンコー
ド量の絶対値が大きい領域よりも信号量が大きいことが
知られている。従って、エコートレインの比較を行う際
に、位相エンコード量が小さいエコーのみを用いて比較
してもよい。一例として、図２に示された３２のエコー
２０７（207₁〜207₃₂）のうちエンコード量の絶対値が
小さく信号が大きいエコーは中心の３つのエコー（207
₁₅、207₁₆、207₁₇）であるので、これら３エコーのみを相
関の計算に用いる。この結果、計算のためのデータ点数
は５１２×３＝１５３６と大幅に少なくなり、計算の高
速化ができる。しかもこの実施例では、比較的信号の絶
対値が大きいエコーを使って比較するので比較データが
少なくとも、比較の精度は確保されている。本実施例に
よる判定の高速化はマルチスライス撮影や３次元撮影な
ど、多数のデータを並列して取得する撮影では大きなメ
リットである。

【００２６】他の実施例としては、エコートレインの比
較において、エコートレイン中の全エコーを判定に用い
るが、大きい位相エンコード絶対値では、エコーピーク
近くのサンプリングデータだけを用い、小さい位相エン
コード絶対値では全サンプリングデータを用いることも
できる。具体的には、図２のエコー２０７のうち両端か
ら８番目までの１６のエコー（207₁〜207₈、207₂₅〜207
₃₂）では、５１２のサンプリングデータのうち、中心の
１２８データのみを用いる。中央部の１６のエコー（20
7₉〜207₂₄）では５１２データを全て用いる。この実施
例では、計算点数は（５１２×１６＋１２８×１６）＝
１０２４０で、前述の例ほどには少なくならないが、位
相エンコード量の大きいエコーが完全には除去されない
ため、このエンコードが実空間で対応する空間高周波成
分の時間変化も反映される。従ってこの実施例は、前記
２つの実施例の中間的計算速度と中間的精度になる。

【００２７】以上、２つのエコートレインを比較する方
法として３つの異なる例を説明したが、ここで挙げた数
字は単なる例示であって、任意に変更できる。またこれ
ら、判定のための詳細な条件設定は、被検体の動きの激
しい場合と穏やかな場合で異なってくるので、連続撮影
時の信号変化の履歴を記憶しておき、これを参考にして
計算機内部で条件を学習してもよい。これによって、常
に最適な比較処理が実施できる。

【００２８】また以上の実施例においては、位相エンコ
ードされた信号を比較する単位としてエコートレインを
選んで説明したが、本発明の方法において、比較の単位
はエコートレインに限定されるものではない。但し、１
つのエコートレインは高周波成分及び低周波成分のいず
れをも反映した実質的に均質なデータであり、連続画像
の連続性が確保されること、また次の理由から、それを
単位とすることが好適である。即ち、既に説明したよう
に１エコートレインの計測時間は５０ｍｓから１００ｍ
ｓと短いが、エコートレインの間隔は０．５秒から２秒
と長い。従って、エコートレイン内の各エコーでの信号
の時間変動は小さいが、エコートレイン間の信号の時間
変動は大きくなる。従って、比較はエコートレイン単位
で行えば必要十分である。

【００２９】また以上の説明において信号の比較は、計
測データに対して行ったが、各エコーを読みだし方向
（ｋｘ方向）にフーリエ変換を行ってから比較してもよ
い。この場合、ｉ枚目の信号データとして、画像作成の
ためにフーリエ変換がなされたデータを使って比較でき
るので、別途計測データを残しておく必要が無くなり、
記憶容量が小さくて済む特長がある。

【００３０】更に以上の実施例では８分割型のグラディ
エント型のＥＰＩを例にとり説明したが、本発明は、分
割の仕方は８分割に限定されず、それより多く分割する
場合でも、少なく分割する場合でも、更にはワンショッ
ト（分割しない）のＥＰＩにも適用できる。ワンショッ
トのＥＰＩに適用した場合には、１回の計測で１枚の画
像に必要なエコーセットを１本のエコートレインとして
取得するので、ｉ枚目の画像用のエコートレインとｉ＋
１枚目の画像用のエコートレインとを比較し、両者が異
なれば新たに取得されたｉ＋１枚目の画像用のエコート
レインによってｉ＋１枚目の画像を計算し、両者が実質
的に同じであれば加算平均を行って、その結果によりｉ
＋１枚目の画像を計算する。

【００３１】また、本発明はｋ空間をスパイラル状に走
査するスパイラルスキャン（分割型を含む）にも適用で
きる。更に、ＲＦパルス２０１の後に磁場の不均一性を
補正するための１８０度ＲＦパルスを加えたスピンエコ
ー型ＥＰＩや、グラディエントエコー（ＧＥ）シーケン
ス、ファーストスピンエコータイプのＧＥシーケンスに
も適用できる。

【００３２】

【発明の効果】以上の説明からも明らかなように本発明
の核磁気共鳴撮影装置によれば、１枚の画像に必要なエ
コーセットを取得するシーケンスを繰り返して連続する
画像を順次計算し、表示する際に、新たに取得された１
枚の画像用に位相エンコードされたエコーセットの一部
を、その直前の画像の対応するエコーセットの一部と比
較し、その結果により両者の加算平均を取るか或いは新
たに取得されたエコーセットの一部を採用して、画像を
計算するようにしたので、被検体に動きが無い場合は信
号が加算されることにより画質が向上し、被検体に動き
がある場合には、信号が書換えられるので、被検体の動
きに追随した画像が得られる。従って、ＭＲフロロスコ
ピーの画質が時間分解能の低減を抑制しつつ達成でき
る。

【００３３】特に１枚の画像に必要なエコーセットを取
得するシーケンスとしてＥＰＩ或いは分割型ＥＰＩを採
用し、その１回の計測で得られるエコー列を比較の単位
とするすることにより、高時間分解能で時間変動をよく
反映した連続画像を得ることができる。更に２つの画像
用のエコーセットの一部を比較するに際し、エコー列を
構成するエコーのうち、位相エンコード量の絶対値が相
対的に小さいエコーを用いた場合には、実質的な精度を
低下させることなく計算点数を大幅に低減できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の処理手順の一実施例を示すフロー図。

【図２】本発明の一実施例を示すシーケンス図。

【図３】本発明の一実施例を示すｋトラジェクトリ。

【図４】本発明の核磁気共鳴撮影方法が適用されるＭＲ
Ｉ装置の概略構成図。

【図５】従来例のＭＲフロロスコピーを示す図。

【符号の説明】

２０１・・・・・・高周波磁場 ２０３、２０４・・・・・・位相エンコード傾斜磁場 ２０６・・・・・・読み出し傾斜磁場 ２０７・・・・・・エコー ３１１、３１２、３２１・・・・・・エコートレイン（エコー
列）

フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 5/055

Claims (4)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】静磁場中に置かれた被検体に傾斜磁場と高
   周波磁場を印加する手段、前記被検体から発生する磁気
   共鳴信号のエコーを検出する手段及び前記エコーを用い
   て画像を計算する手段を備え、前記傾斜磁場の一部で前
   記エコーに逐次異なる位相エンコードを付与して複数個
   のエコーを検出し、これらの複数個のエコーの一部を逐
   次用いて連続的に画像を計算する核磁気共鳴撮影装置に
   おいて、 前記計算する手段は、１枚の画像用に位相エンコードさ
   れたエコーセットのうち新たに取得した複数個のエコー
   を直前に取得した同一位相エンコードのエコーと比較
   し、その結果に応じて、前記新たに取得した複数個のエ
   コーと直前に取得した同一位相エンコードのエコーとを
   加算平均するか、または前記直前に取得した同一位相エ
   ンコードのエコーを新たに取得したエコーで置換したエ
   コーを用いて、１枚の画像を計算することを特徴とする
   核磁気共鳴撮影装置。
2. 【請求項２】前記計算する手段は、１枚の画像用に位相
   エンコードされたエコーセットを取得するステップを順
   次繰り返し、新たに取得されたエコーセットの１部又は
   全部と必要に応じて直前に取得されたエコーセットの１
   部とを用いて画像を計算するに際し、 ｉ＋１枚目（ｉ＝正の整数）の画像用に新たに取得され
   たエコーセットの一部又は全部を、ｉ枚目の画像用のエ
   コーセットのうち新たに取得されたエコーセットの一部
   又は全部と同一の位相エンコードがなされたエコーセッ
   トの一部又は全部と比較するステップ（１）と、 両者が実質的に同一であれば、両者の加算平均を計算
   し、加算平均の結果をｉ＋１枚目の画像用のエコーセッ
   トの一部又は全部とし、両者が実質的に異なっている場
   合は、ｉ＋１枚目の画像用に計測されたエコーセットの
   一部又は全部をそのままｉ＋１枚目の画像用のエコーセ
   ットの一部又は全部とするステップ（２）と、 前記ステップ（２）において新たに確定されたｉ＋１枚
   目の画像用のエコーセットの一部又は全部と、ｉ＋１枚
   目の画像を計算するために必要な残りのエコーセットの
   部分がある場合にはその部分としてｉ枚目の画像用の対
   応するエコーセットの一部とを用いて、ｉ＋１枚目の画
   像を計算するステップ（３）とを実行することを特徴と
   する請求項１記載の核磁気共鳴撮影装置。
3. 【請求項３】前記エコーセットの一部又は全部は、高周
   波磁場照射の後、傾斜磁場の極性を反転させることによ
   り、連続的に発生されるエコー列を単位とすることを特
   徴とする請求項１または２記載の核磁気共鳴撮影装置。
4. 【請求項４】 前記ステップ（１）におけるｉ枚目及びｉ
   ＋１枚目の画像用の各エコーセットの一部又は全部の比
   較は、エコー列を構成するエコーのうち、位相エンコー
   ド量の絶対値が相対的に小さいエコーを用いてなされる
   ことを特徴とする請求項２記載の核磁気共鳴撮影装置。