JPH0919416A - Ｍｒ画像生成方法及びｍｒｉ装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】同一又は類似のスキャン条件における複数枚の
画像の加算又は加算平均を行う際、被加算画像間に位相
誤差があっても、Ｓ／Ｎ比を確実に向上させ、画質向上
を図る。 【解決手段】複数フレーム夫々の画素毎のＭＲデータを
絶対値化し、複数フレームのＭＲデータ相互間で対応す
る画素毎にＭＲデータを加算又は加算平均して１フレー
ムのＭＲ画像の画像データを形成する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴イメージング
（ＭＲＩ）におけるＭＲ画像生成方法及びＭＲＩ装置に
係り、とくにＳ／Ｎ比向上を意図してＭＲ信号の加算平
均処理を行うようにしたＭＲ画像生成方法及びＭＲＩ装
置に関する。

【０００２】

【従来の技術】磁気共鳴イメージングでは、同一スキャ
ン条件で収集した複数枚分の画像データを加算（又は加
算平均）処理して１枚分の画像データを作成することが
頻繁に行われており、これによりＳ／Ｎ比の改善を図っ
ている。これは、ｎ個のＭＲデータを加算平均すると、
Ｓ／Ｎ比がｎ^1/2 倍改善されることに基づいている。

【０００３】従来、この加算（平均）を行う場合、画像
再構成前のｋ空間上の複素数であるＭＲ画像データの実
数成分Ｖreal（ｎ）と虚数成分Ｖimag（ｎ）（ｎ＝１，
２，…，Ｎ：Ｎは平均回数）の各で加算平均を行い、フ
ーリエ変換などの画像再構成処理を行って実数成分、虚
数成分毎の再構成画像データＶreal，Ｖimagを得た後、
絶対値処理を行って絶対値データＶabs を作成してい
る。この一連の処理は、実数成分、虚数成分各々につい
て複数枚分ずつ画像再構成し、各成分の画像毎に加算
（平均）した後、絶対値画像を求めるという処理（図９
参照）と等価である。

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
た図９に示すように、実数成分および虚数成分の各々の
画像データについて加算（平均）した後に絶対値画像デ
ータを求める手法にあっては、被検体の動きや磁場変動
が生じると、加算される双方の画像データ同士の位相変
化が異なることがあり、そのような場合、加算後の画像
データの絶対値は被加算画像データ同士のベクトル和と
なることから、その大きさは位相変化が無い場合に比べ
て小さくなってしまうので、Ｓ／Ｎ比向上の割合が低
く、再構成された画像にゴーストや空間的濃度むらが残
ることが頻発していた。

【０００５】ところで、近年ではＭＲＩスキャンを高速
化させるために、“シングルショット法”によるイメー
ジングも行われている。“シングルショット法”とは、
１個の励起用ＲＦパルス（refocusing RF pulse は除
く）で１画像を作成するためのｋ空間上のデータを一度
に収集してしまうことである。このシングルショット法
を使う場合、エンコーディング方向の収集時間は短かい
（数sec 以下）ため、元来、被検体の動きや磁場変動に
よる位相誤差（変動）は生じ難く、ショット数の多いＥ
ＰＩ法、高速ＳＥ法、ＳＥ法に比べてエンコード方向の
ゴーストは生じ難い。

【０００６】しかしながら、シングルショット法であっ
ても、Ｓ／Ｎ比改善のために同一スキャン条件の画像デ
ータを加算又は加算平均する複数枚の画像を収集する場
合、各ショット間での画像データの位相変動（誤差）が
問題となり、被加算（平均）画像間の繰返し時間ＴＲは
比較的長くなり（ＴＲ＝１〜１０sec 程度）、前述した
ように、被検体の動きや磁場変動に因る位相誤差が問題
となり、上述した不都合に帰着する。

【０００７】本発明は上述した従来の画像処理の不都合
に鑑みてなされたもので、複数枚の画像間で加算又は加
算処理してＭＲ画像を生成する際、被加算画像間の位相
誤差に因って加算（平均）処理のメリットであるＳ／Ｎ
比向上の実を十分に発揮できないという事態を排除し、
位相誤差があっても加算処理又は加算平均処理によって
Ｓ／Ｎ比を十分に向上させることができ、再構成された
ＭＲ画像からゴーストや濃度むらを排除することを、そ
の目的とする。

【０００８】

【課題を解決するための手段】上述目的を達成するた
め、本発明のＭＲ画像生成方法は、同一スキャン条件の
元で所定パルスシーケンスを使って収集された、複素数
として取り扱われる被検体の複数フレームのＭＲデータ
を用いてＭＲ画像を得る方法であり、前記複数フレーム
夫々の画素毎のＭＲデータを絶対値化し、前記複数フレ
ームのＭＲデータ相互間で対応する画素毎にＭＲデータ
を加算又は加算平均して１フレームの前記ＭＲ画像の画
像データを形成する。

【０００９】例えば、前記パルスシーケンスは、シング
ルショットのイメージング法、複数ショットのイメージ
ング法の内の何れかである。

【００１０】また本発明のＭＲＩ装置は、同一スキャン
条件の元で所定パルスシーケンスを使って収集された、
複素数として取り扱われる被検体の複数フレームのＭＲ
データを用いてＭＲ画像を得る装置であり、前記複数フ
レーム夫々の画素毎のＭＲデータを絶対値化する手段
と、前記複数フレームのＭＲデータ像相互間で対応する
画素毎にＭＲデータを加算又は加算平均して１フレーム
の前記ＭＲ画像の画像データを形成する手段とを備え
る。

【００１１】

【作用】本発明のＭＲ画像生成方法及びＭＲＩ装置によ
れば、同一スキャン条件の元で所定パルスシーケンスを
使って、複素数として取り扱われる被検体の複数フレー
ムのＭＲデータが収集される。複数フレーム夫々の画素
毎のＭＲデータが絶対値化され、複数フレームのＭＲデ
ータ相互間で対応する画素毎にＭＲデータが加算又は加
算平均して１フレームのＭＲ画像の画像データが形成さ
れる。

【００１２】

【実施例】以下、本発明の一実施例を図面を参照しなが
ら説明する。

【００１３】この実施例に係る磁気共鳴イメージング
（ＭＲＩ）装置の概略構成を図１に示す。この磁気共鳴
イメージング装置は、静磁場発生用の磁石部と、静磁場
に位置情報を付加するための傾斜磁場部と、選択励起用
及びＭＲ信号受信用の送受信部と、システムコントロー
ル及び画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。

【００１４】磁石部は、例えば超電導方式の磁石１と、
この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被
検体Ｐが挿入される円筒状の診断空間のＺ軸方向に静磁
場Ｈ₀ を発生させる。

【００１５】傾斜磁場部は、磁石１に組み込まれたＸ，
Ｙ，Ｚ軸方向の３組の傾斜磁場コイル３ｘ〜３ｚと、こ
の傾斜磁場コイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場
電源４と、この電源４を制御する傾斜磁場シーケンサ５
とを備える。このシーケンサ５はコンピュータを備え、
装置全体のコントローラ６（コンピュータを搭載）から
例えばシングルショットのＦＥ法を用いたＥＰＩ（Echo
Planar Imaging ）の収集パルスシーケンス（図３参
照）を指令する信号を受ける。これにより、傾斜磁場シ
ーケンサ５は、指令されたシーケンスにしたがってＸ，
Ｙ，Ｚ軸方向の各傾斜磁場の印加及びその強度を制御
し、それらの傾斜磁場が静磁場Ｈ₀ に重畳可能になって
いる。この実施例では、互いに直交する３軸の内のＺ軸
方向の傾斜磁場をスライス用傾斜磁場Ｇ_S とし、Ｘ軸方
向のそれを読出し用傾斜磁場Ｇ_R とし、さらにＹ軸方向
のそれを位相エンコード用傾斜磁場Ｇ_E とする。

【００１６】送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検
体Ｐの近傍に配設される高周波コイル７と、このコイル
７に接続された送信機８Ｔ及び受信機８Ｒと、この送信
機８Ｔ及び受信機８Ｒの動作タイミングを制御するＲＦ
シーケンサ９（コンピュータを搭載）とを備える。この
送信機８Ｔ及び受信機８Ｒは、ＲＦシーケンサ９の制御
のもと、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラー
モア周波数のＲＦ電流パルスを高周波コイル７に供給す
る一方、高周波コイル７が受信したＭＲ信号（高周波信
号）に各種の信号処理を施してデジタル信号の画像デー
タを形成するようになっており、その詳細は図２に示
す。

【００１７】さらに、制御・演算部は、上述したコント
ローラ６のほか、受信機８Ｒで形成された画像データを
入力し、画像データの再構成を行う演算ユニット１０
と、再構成演算した画像データを保管する記憶ユニット
１１と、画像を表示する表示器１２と、オペレータが操
作する入力器１３とを備えている。演算ユニット１０は
ＣＰＵ及びメモリを内蔵し、具体的には、メモリ空間で
ある２次元フーリエ空間への実測データの配置、画像再
構成のためのフーリエ変換、Ｓ／Ｎ比向上のための加算
（加算平均）などの処理を行う。コントローラ６は傾斜
磁場シーケンサ５及びＲＦシーケンサ９の同期をとりな
がら、両者の動作内容及び動作タイミングを制御する。

【００１８】上記送信機８Ｔ及び受信機８Ｒは、具体的
には図２に示すように形成されている。この内、送信機
８Ｔは、発振周波数がｆ0 及びΔｆの発振部２０及び２
１を有し、その発振部２０の出力側に順次配設された位
相選択部２２、周波数変換部２３、振幅変調部２４、高
周波電力増幅部２５、及び変調波発生部２６とを備えて
いる。

【００１９】変調波発生部２６は、所定のスライス厚に
対応した例えばＳＩＮＣ関数の変調波Ｆ（ｔ）をＲＦシ
ーケンサ９から制御信号が到来したときに発生させるよ
うになっている。変調波Ｆ（ｔ）は振幅変調部２４に供
給される。

【００２０】周波数がｆ0 である発振部２０の発振信号
を受けた位相選択部２２は、その信号の位相をφに選択
して後段の周波数変換部２３に送る。周波数変換部２３
には、もう一方の発振部２１から周波数Δｆの発振信号
が入力している。そこで、周波数変換部２３は２つの入
力信号を用いて、周波数がｆ0 ±Δｆの高周波信号を形
成し、この内、一方の周波数ｆ0 ＋Δｆの高周波信号を
振幅変調部２４に供する。

【００２１】上記振幅変調部２４は、キャリアである周
波数ｆ0 ＋Δｆの信号（位相φ）を変調波Ｆ（ｔ）で変
調し、パワー増幅用の高周波電力増幅器２５を介して、
磁石１内の高周波コイル７に供給する。

【００２２】一方、受信機８Ｒは、高周波コイル７に接
続された前置増幅器４０と、その前置増幅器４０の出力
側に順次接続された中間周波変換部４１、位相検波部４
２、低周波増幅器４３、ローパスフィルタ４４、及びＡ
−Ｄ変換器４５を有する。前置増幅器４０で増幅された
ＮＭＲの高周波信号は、中間周波変換部４１により中間
周波数に変換されて位相検波部４２に供給される。位相
検波部４２は、複素数信号として取扱い得る、９０度位
相がずれた２つのＭＲ信号を入力信号から検波するもの
である。この２つの検波信号は、２チャンネルの低周波
数増幅部４３及びローパスフィルタ４４を介して２チャ
ンネルのＡ−Ｄ変換部４５に送られる。Ａ−Ｄ変換部４
５でデジタル信号に変換されたＭＲ信号が演算ユニット
１０に読み込まれる。

【００２３】続いて、この実施例の作用効果を説明す
る。

【００２４】まず、傾斜磁場シーケンサ５及びＲＦシー
ケンサ９は、コントローラ６からシングルショットのＥ
ＰＩ撮影に係るＦＥ法の収集パルスシーケンスが加算
（平均）処理のために複数ショット指令されると、各シ
ョット毎に図３に示すように、そのシーケンスに沿って
被検体Ｐへの傾斜磁場の印加及び高周波信号の送受信を
制御する。

【００２５】最初に、スライス用傾斜磁場Ｇ_S のパルス
が傾斜磁場電源４から傾斜磁場コイル３_ｚ、３_ｚを介し
て印加され、この傾斜磁場Ｇ_S が立上がった時点で送信
機８Ｔ及び高周波コイル７を介して、９０゜ＲＦパルス
（選択励起パルス）が１回だけ印加される。これによ
り、被検体の所定スライス幅の撮像領域が選択励起され
るとともに、その面内の原子核スピンがｙ′軸（回転座
標）までフリップする。次いで所定タイミングに達する
と、読出し用傾斜磁場Ｇ_R のパルスが傾斜磁場コイル３
ｘ，３ｙを介して印加開始される。この読出し用傾斜磁
場Ｇ_R の極性はその後、一定周期毎に反転される。

【００２６】このとき読出し用傾斜磁場Ｇ_R の極性反転
毎に、位相エンコード用傾斜磁場Ｇ_E のパルスが傾斜磁
場電源４から傾斜磁場コイル３ｘ，３ｙを介して印加さ
れる。

【００２７】これにより、読出し用傾斜磁場Ｇイル_R の
極性反転によってエコー信号が集められ、収集される。
このエコー信号の収集は、予め定められた読出し用傾斜
磁場Ｇ_R の反転回数分繰り返され、１回の９０°ＲＦパ
ルスの印加だけで１フレーム分のエコー信号が収集され
る。

【００２８】本実施例ではエコーデータ加算（平均）処
理を実施する複数フレームの画像データを得るため、コ
ントローラ６から上述した図３のパルスシーケンスによ
るデータ収集がフレーム数分繰り返される。

【００２９】図３の収集パルスシーケンスにより受信さ
れたエコー信号Ｓ₁ 、Ｓ₂ 、…Ｓ_n、は順次受信機８Ｒ
に送られ、そこで増幅、中間周波変換、位相検波、低周
波増幅の処理を受けた後、前述の如く、複素数のデジタ
ル信号に変換されて、演算ユニット１０に出力される。
演算ユニット１０ではエコー信号が、図４に示す如く、
ｋ空間に位相エンコード量に応じて配置される。

【００３０】演算ユニット１０は予め搭載されているＣ
ＰＵのソフトウエア機能によって図５に示す処理を行
う。

【００３１】すなわち、演算ユニット１０は最初に、収
集し記憶している１フレーム分のエコーデータをワーク
メモリに読み出す（ステップ１０１）。このエコーデー
タは複素数として扱われる周波数空間上のデータ群であ
り、空間位置の各々のデータＳは、Ｓ＝Ｓreal＋ｉ・Ｓ
imag；Ｓrealは実部データ、Ｓimagは虚部データ、ｉは
虚数単位として表わされる。

【００３２】次いで演算ユニットのＣＰＵは読み出した
１フレーム分の周波数空間上のデータに高速フーリエ変
換（ＦＦＴ）を施す（ステップ１０２）。これにより、
１フレーム分の実空間上の複素数のエコーデータが得ら
れる。この実空間上のエコーデータ群の各画素データＶ
も、Ｖ＝Ｖreal＋ｉＶimag；Ｖrealは実部データ、Ｖim
agは虚部データ、ｉは虚数単位である。

【００３３】この実空間上のエコーデータは一時的に内
部メモリに格納される（ステップ１０３）。そして、収
集した複数フレーム数分のフーリエ変換が行われたか否
かが判断され（ステップ１０４），ＮＯの判断の場合、
ステップ１０１〜ステップ１０３の処理が繰り返され
る。

【００３４】このステップ１０４の判断でＹＥＳの場
合、次いで回数カウント用変数ｎ＝１、絶対値画像の画
素値変数Ｖabs ＝０に初期設定する（ステップ１０
５）。次いでフレーム中の最初の画素位置が予め定めら
れた手順で指定され（ステップ１０６）、この指定画素
に対する最初のフレーム（ｎ＝１）の複素数画像データ
Ｖ（ｎ）が内部メモリからワーキングエリアに読み出さ
れる。この複素数画像データＶ（ｎ）は、

【数１】Ｖ（ｎ）＝Ｖreal（ｎ）＋ｉＶimag（ｎ） と表わされる。

【００３５】次いで、演算ユニット１０のＣＰＵによ
り、複素数画像データＶ（ｎ）の絶対値｜Ｖ（ｎ）｜＝
Ｖabs （ｎ）が、

【数２】 の式に沿って演算される（ステップ１０８）。さらに、
この絶対値Ｖabs （ｎ）が、

【数３】Ｖabs ＝Ｖabs ＋Ｖabs （ｎ） の加算（平均）演算が行われる（ステップ１０９）。こ
れにより、画素値変数Ｖabs の値が更新されていく。

【００３６】次いで、回数カウント用変数ｎがインクリ
メント（ｎ＝ｎ＋１）される（ステップ１１０）。この
変数ｎは次いで被加算（平均）データの個数Ｎ（ｎ＝
１，２，…Ｎ）に対して、ｎ≦Ｎか否かの判断が実施さ
れる（ステップ１１１）。このステップ１１１の判断が
ＹＥＳであり、ある画素に対して未だ加算（平均）処理
の対象データが残っていると認識したときは、ステップ
１０８の処理に戻り、ステップ１０８〜１１０の処理が
繰り返される。この結果、ある画素に対してＮ個の画素
データが加算（平均）される。加算した画素値をＮ個で
割って加算平均を算出してもよい。

【００３７】ステップ１１１の判断でＮＯとなるとき
は、その時点の画素値変数Ｖabs の値を、いま加算（平
均）の対象となっている画素に対する加算（平均）値Ｖ
abs と認識し、その値Ｖabs を内部フレームメモリの対
応するアドレス位置に格納する（ステップ１１２）。

【００３８】次いで演算ユニット１０のＣＰＵは、１フ
レームの全ての画素に対して上述の絶対値演算およびび
加算（平均）演算が完了したか否か判断される（ステッ
プ１１３）。この判断でＮＯとなるときは、前述したス
テップ１０５の処理まで戻り、ステップ１０５〜１１２
の処理が繰り返される。このステップ１１３でＹＥＳの
判断が下されたときは、所定の複数枚の実空間の絶対値
画像が画素毎に加算（平均）され、１枚の加算（平均）
処理された実空間上のエコー画像データがフレームメモ
リに格納されている。

【００３９】このように加算（平均）されたエコーデー
タは必要に応じて表示器１２に表示される。この表示画
像は、同一スキャン条件の元で収集した複数枚の画像を
加算（平均）処理したものであるので、Ｓ／Ｎ比は改善
される。

【００４０】これに加えて、図６に模式的に示す毎く、
加算（平均）処理の前に絶対値Ｖabs を画素毎に演算
し、この絶対値を加算（平均）している。従来では、例
えば図７（ａ）に示すように、複素数であるエコーデー
タＶ（１），Ｖ（２）をベクトル的に加算してから絶対
値｜Ｖ（１）＋Ｖ（２）｜を演算している。これに対
し、本実施例では、例えば図７（ｂ）に示すことができ
るように、エコーデータＶ（１），Ｖ（２）の絶対値｜
Ｖ（１）｜，｜Ｖ（２）｜を各々演算してから、それら
の絶対値データを加算し、｜Ｖ（１）｜＋｜Ｖ（２）｜
が演算される（図５ステップ１０５〜１１０参照）。

【００４１】この結果、図７（ａ），（ｂ）からも分か
るように、従来法（同図（ａ））に係る加算（平均）値
に比べて、個々のデータの絶対値を演算してから加算
（平均）する本発明に係る加算（平均）値の方が最終的
な画素値が大きくなる。

【００４２】このため、被検体の動き（モーション）や
磁場変動などに起因して被加算（平均）画像Ｖ（ｎ）の
位相が空間分布を持ち、且つそれがｎ毎（時間毎，ショ
ット毎）に異なっていても、従来法よりも格段に精度良
くキャンセルされ、位相の空間分布やそのｎ毎の相違が
無い場合と同等の画像が得られる。つまり、再構成され
た画像からエコーデータの上記位相誤差のばらつきに因
るゴーストや空間的濃度むらがより確実に除去された高
品質の画像が得られる。これにより、シングルショット
ＥＰＩを複数回（ショット）繰り返して得た画像データ
を加算処理又は加算平均処理するときに問題となってい
た各ショット間でのデータの位相変動に因る不都合も、
確実に抑制される。

【００４３】なお、上述した実施例では本発明に係る絶
対値演算後の加算（平均）処理の手法をシングルショッ
トのＥＰＩ法（ＦＥ法）による撮影に適用した場合を説
明したが、この手法はＭＲＩにおいて複数枚の画像の画
素データを加算又は加算平均する画像処理全てに適用で
きる。例えば、シングルショットのＳＥ法のＥＰＩやFa
stＳＥ（ＲＡＲＥ）法による撮影であってもよい。

【００４４】また、本発明に係る「絶対値演算後の加算
（平均）処理」の手法を適用するＭＲＩスキャンは、ｋ
空間を複数個に分割したセグメント毎にエコー信号を配
置し且つ複数枚の画像を一度に得るマルチショットＥＰ
Ｉ法又はマルチショット高速ＳＥ法によるスキャンであ
ってもよく、複数枚の画像夫々の各セグメント毎に絶対
値画像を演算し、複数枚の画像の各セグメント毎に対応
する画素の画像データを加算又は加算平均するようにし
てもよい。

【００４５】さらに、本発明を実施したシングルショッ
トＥＰＩ法やシングルショット高速ＳＥ法は、被検体の
動きに因る位相誤差に起因したアーチファクトや測定誤
差に敏感なディフュージョン（diffusion ）イメージン
グ、susceptibility effectsを応用したＴ₂ ^* パーフュ
ージョン（perfusion ）イメージング、酸素の代謝を血
液の磁性の変化でとらえるＢＯＬＤ（Blood Oxyganatio
n Level Dependent ）法による機能的イメージングに有
効であり、それらのイメージング測定精度を向上させる
ことができる。

【００４６】なお、加算（平均）する画像間の位相誤差
を除去する手法の変形例としては、図８にその概略を示
す手法もある。実空間上での加算（平均）される画像デ
ータをＶ（ｎ）＝Ｖreal（ｎ）＋ｉＶimag（ｎ）（ｎ＝
１，２，３，…，Ｎ，Ｎ＝平均回数）とすると、この画
像データＶ（ｎ）に対して空間的な位相補正処理を行う
（図８ステップ２０１）。この位相補正後の画像データ
Ｖ（ｎ）に対して実部、虚部毎に加算（平均）処理を行
い（ステップ２０２）、その平均値Ｖreal，Ｖimagを求
める。この平均値Ｖreal，Ｖimagはさらに絶対値Ｖabs
に変換される（ステップ２０３）。これにより、空間的
に０次，１次を中心とする低次の位相誤差は少なくとも
補正され、Ｓ／Ｎ比改善に有効となる。

【００４７】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
複数フレーム夫々の画素毎のＭＲデータを絶対値化し、
複数フレームのＭＲデータ相互間で対応する画素毎にＭ
Ｒデータを加算又は加算平均して１フレームのＭＲ画像
の画像データを形成するので、被加算画像の画像データ
間に被検体の動きや磁場不均一性に起因した位相誤差が
在っても、画像データの絶対値を大きくとることがで
き、加算又は加算平均の処理によってＳ／Ｎ比を十分に
上げることができる。したがって、再構成されたＭＲ画
像から被検体の動きや磁場不均一性に因るゴーストや空
間的濃度むらを排除して画質を向上させることができ
る。これらの利点はシングルショット撮影に加算（平
均）処理を適用するときにも、良好に享受できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施例に係るＭＲＩ装置のブロック
図。

【図２】同実施例の送信機及び受信機のブロック図。

【図３】イメージングのためのＦＥ法を使ったシングル
ショットＥＰＩ法の一例を示すパルスシーケンスの図。

【図４】シングルショットＥＰＩ法によるｋ空間上のデ
ータ配置の様子を示す説明図。

【図５】演算ユニットのＣＰＵによる画像データの処理
を示すフローチャート。

【図６】本発明の画像処理手順の概要を示す模式説明
図。

【図７】（ａ），（ｂ）は絶対演算及び加算演算をベク
トル的に説明する図で、（ａ）は従来法を示し、（ｂ）
は本発明を示す。

【図８】変形例に係る画像データ処理の概略フローチャ
ート。

【図９】従来の画像処理手順の概要を示す模式説明図。

【符号の説明】

１ 磁石 ２ 静磁場電源 ３ｘ，３ｙ，３ｚ 傾斜磁場コイル ４ 傾斜磁場電源 ５ 傾斜磁場シーケンサ ６ コントローラ ７ 高周波コイル ８Ｔ 送信機 ８Ｒ 受信機 １０ 演算ユニット

Claims (6)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 同一スキャン条件の元で所定パルスシー
   ケンスを使って収集された、複素数として取り扱われる
   被検体の複数フレームのＭＲデータを用いてＭＲ画像を
   得るＭＲ画像生成方法において、 前記複数フレーム夫々の画素毎のＭＲデータを絶対値化
   し、前記複数フレームのＭＲデータ相互間で対応する画
   素毎にＭＲデータを加算又は加算平均して１フレームの
   前記ＭＲ画像の画像データを形成することを特徴とした
   ＭＲ画像生成方法。
2. 【請求項２】 前記パルスシーケンスは、シングルショ
   ットのイメージング法、複数ショットのイメージング法
   の内の何れかである請求項１記載のＭＲ画像生成方法。
3. 【請求項３】 前記イメージング法はディフュージョン
   イメージング、Ｔ₂ ^* パーフュージョンイメージング、
   ＢＯＬＤ法によるイメージングの内の何れかであるＭＲ
   画像生成方法。
4. 【請求項４】 前記パルスシーケンスは、ｋ空間を複数
   個のセグメントに分割した各セグメント毎に収集データ
   を配置する、マルチショット法によるシーケンスであ
   り、前記絶対値化及び加算又は加算平均の処理は前記各
   セグメント毎に行うようにした請求項１記載のＭＲ画像
   生成方法。
5. 【請求項５】 同一スキャン条件の元で所定パルスシー
   ケンスを使って収集された、複素数として取り扱われる
   被検体の複数フレームのＭＲデータを用いてＭＲ画像を
   得るＭＲ画像生成方法において、 前記複数フレームの夫々について各画素のＭＲデータの
   位相補正を行い、前記複数フレームのＭＲデータ相互間
   で対応する画素毎の実部、虚部別にＭＲデータを加算又
   は加算平均し、この加算又は加算平均されたＭＲデータ
   を画素毎に絶対値化して１フレームの前記ＭＲ画像の画
   像データを形成することを特徴としたＭＲ画像生成方
   法。
6. 【請求項６】 同一スキャン条件の元で所定パルスシー
   ケンスを使って収集された、複素数として取り扱われる
   被検体の複数フレームのＭＲデータを用いてＭＲ画像を
   得るＭＲＩ装置において、 前記複数フレーム夫々の画素毎のＭＲデータを絶対値化
   する手段と、前記複数フレームのＭＲデータ相互間で対
   応する画素毎にＭＲデータを加算又は加算平均して１フ
   レームの前記ＭＲ画像の画像データを形成する手段とを
   備えることを特徴としたＭＲＩ装置。