JP2002000581A - 磁気共鳴画像化を使用して得られた複素画像の合成 - Google Patents
磁気共鳴画像化を使用して得られた複素画像の合成Info
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【課題】 診断医療目的の磁気共鳴画像化の分野におい
て、ＦＬＡＩＲシーケンスで得られる画像を短時間に得
ると共に、選択した組織間の可視化を改善する。 【解決手段】 ＭＲＩの方法は、被験体をＭＲＩスキャ
ナＡの検査領域１４に支持する段階と、正味の磁化を持
つスピン系を設定する段階とを含んでいる。反転パルス
が加えられ、それは、被験体の選択された容積における
スピン系の磁化を反転させる。磁化が再び成長するにつ
れて、生データの第１セットは、前記選択された容積内
の領域系列からＭＲ信号を獲得することにより生成され
る。生データの第１セットに対して、該領域系列は、該
反転パルスに関して第１の時間的順序で獲得される。該
反転パルスが再び加えられ、磁化が再ぴ成長するにつれ
て、生データの第２セットが第１のものと類似の方法で
生成される。
て、ＦＬＡＩＲシーケンスで得られる画像を短時間に得
ると共に、選択した組織間の可視化を改善する。 【解決手段】 ＭＲＩの方法は、被験体をＭＲＩスキャ
ナＡの検査領域１４に支持する段階と、正味の磁化を持
つスピン系を設定する段階とを含んでいる。反転パルス
が加えられ、それは、被験体の選択された容積における
スピン系の磁化を反転させる。磁化が再び成長するにつ
れて、生データの第１セットは、前記選択された容積内
の領域系列からＭＲ信号を獲得することにより生成され
る。生データの第１セットに対して、該領域系列は、該
反転パルスに関して第１の時間的順序で獲得される。該
反転パルスが再び加えられ、磁化が再ぴ成長するにつれ
て、生データの第２セットが第１のものと類似の方法で
生成される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、特に診断医療目的
の磁気共鳴画像化の分野に関する。しかし、本発明はま
た、他の同様の適用にも従順に対応できる点を理解され
たい。
の磁気共鳴画像化の分野に関する。しかし、本発明はま
た、他の同様の適用にも従順に対応できる点を理解され
たい。
【０００２】
【従来の技術】通常、ＭＲＩでは、実質的に均一で定常
な主磁場Ｂ0が画像化又は検査される被験体が置かれて
いる検査領域に設定されている。被験体の原子核は、主
磁場の存在下で正味の磁化を生成するスピンを持ってい
る。スピン系をもつ原子核は、磁場のもとではラーマー
周波数、すなわち共鳴周波数で歳差運動をする。共鳴周
波数、及び／又は、その近傍でのラジオ周波数（ＲＦ）
磁場は、スピン系の正味の磁化を操作するために使用さ
れる。とりわけ、共鳴周波数でのＲＦ磁場は、少なくと
も部分的に、正味の磁化を主磁場における配列から主磁
場と交差する平面の中へと傾けるために使われる。これ
は励起として知られており、励起されたスピンは、共鳴
周波数で磁界を発生し、次に、それは受信装置で観測さ
れる。勾配磁場と共に加えられる成形ＲＦパルスは、被
験体の選択された領域での磁化を操作して磁気共鳴（Ｍ
Ｒ）信号を生成するために使用される。得られるＭＲ信
号は、追加のＲＦ、及び／又は、勾配磁場の操作を通し
て更に操作されてもよく、信号が滅衰する時に一連のエ
コー（すなわち、エコー列）を生成する。ＭＲＩ信号を
作っている様々なエコーは、一般に、主磁場のもとで設
定される磁気勾配を通じて符号化される。ＭＲＩスキャ
ナからの生データは、通常ｋ空間として知られるマトリ
ックス内に集められる。一般に各エコーは、ｋ空間での
データ線又はデータ点の列を生成するために複数回標本
化される。ｋ空間でのエコー又はデータ線の位置（すな
わち、その相対的ｋ空間列）は、一般的にはその勾配符
号化によって判断される。最終的に、画像試験では、逆
フーリエ変換又は他の既知の変換を用いることにより、
被験体の画像表示は、ｋ空間（又は、逆空間）データか
ら再構成される。
な主磁場Ｂ0が画像化又は検査される被験体が置かれて
いる検査領域に設定されている。被験体の原子核は、主
磁場の存在下で正味の磁化を生成するスピンを持ってい
る。スピン系をもつ原子核は、磁場のもとではラーマー
周波数、すなわち共鳴周波数で歳差運動をする。共鳴周
波数、及び／又は、その近傍でのラジオ周波数（ＲＦ）
磁場は、スピン系の正味の磁化を操作するために使用さ
れる。とりわけ、共鳴周波数でのＲＦ磁場は、少なくと
も部分的に、正味の磁化を主磁場における配列から主磁
場と交差する平面の中へと傾けるために使われる。これ
は励起として知られており、励起されたスピンは、共鳴
周波数で磁界を発生し、次に、それは受信装置で観測さ
れる。勾配磁場と共に加えられる成形ＲＦパルスは、被
験体の選択された領域での磁化を操作して磁気共鳴（Ｍ
Ｒ）信号を生成するために使用される。得られるＭＲ信
号は、追加のＲＦ、及び／又は、勾配磁場の操作を通し
て更に操作されてもよく、信号が滅衰する時に一連のエ
コー（すなわち、エコー列）を生成する。ＭＲＩ信号を
作っている様々なエコーは、一般に、主磁場のもとで設
定される磁気勾配を通じて符号化される。ＭＲＩスキャ
ナからの生データは、通常ｋ空間として知られるマトリ
ックス内に集められる。一般に各エコーは、ｋ空間での
データ線又はデータ点の列を生成するために複数回標本
化される。ｋ空間でのエコー又はデータ線の位置（すな
わち、その相対的ｋ空間列）は、一般的にはその勾配符
号化によって判断される。最終的に、画像試験では、逆
フーリエ変換又は他の既知の変換を用いることにより、
被験体の画像表示は、ｋ空間（又は、逆空間）データか
ら再構成される。
【０００３】流体減衰反転回復（ＦＬＡＩＲ）は、操作
者が見えるようにしたいと欲する組織の近く又はその周
りの流体からの不必要な信号を抑制するために使用され
るよく知られたＭＲＩ技術である。脳組織又は脊髄組織
に関心があり、脳脊髄液（ＣＳＦ）の周りからのＭＲ信
号が不必要である脳の走査や脊髄の画像化において、そ
の技術が特に有効であることが分かってきた。例えば、
ＦＬＡＩＲパルスシーケンスは、通常、ＣＳＦの近くの
身体領域に位置する損傷の見易さを更に向上するために
使用されている。
者が見えるようにしたいと欲する組織の近く又はその周
りの流体からの不必要な信号を抑制するために使用され
るよく知られたＭＲＩ技術である。脳組織又は脊髄組織
に関心があり、脳脊髄液（ＣＳＦ）の周りからのＭＲ信
号が不必要である脳の走査や脊髄の画像化において、そ
の技術が特に有効であることが分かってきた。例えば、
ＦＬＡＩＲパルスシーケンスは、通常、ＣＳＦの近くの
身体領域に位置する損傷の見易さを更に向上するために
使用されている。
【０００４】脳や脊髄の異常を評価するためにＦＬＡＩ
Ｒが使用される部位では、ＣＳＦに近接する組織の損
傷、腫瘍、及び、浮腫の対比が強調されることになる画
像におけるＣＳＦの抑制が通常必要である。ＭＲＩにお
ける反転回復（ＩＲ）ＲＦパルスの印加とタイミングと
は、ＦＬＡＩＲ収集の間に生成される対比の型をしばし
ば支配する。しかし、選択的なＩＲ ＲＦパルスを印加
するＦＬＡＩＲシーケンスは、過度に長い取得時間を生
じ得るし、ＣＳＦの運動によって生じるものなど、問題
の多い流入物アーチファクトを示す場合がある。この型
のＦＬＡＩＲは、選択的ＦＬＡＩＲとして知られてい
る。
Ｒが使用される部位では、ＣＳＦに近接する組織の損
傷、腫瘍、及び、浮腫の対比が強調されることになる画
像におけるＣＳＦの抑制が通常必要である。ＭＲＩにお
ける反転回復（ＩＲ）ＲＦパルスの印加とタイミングと
は、ＦＬＡＩＲ収集の間に生成される対比の型をしばし
ば支配する。しかし、選択的なＩＲ ＲＦパルスを印加
するＦＬＡＩＲシーケンスは、過度に長い取得時間を生
じ得るし、ＣＳＦの運動によって生じるものなど、問題
の多い流入物アーチファクトを示す場合がある。この型
のＦＬＡＩＲは、選択的ＦＬＡＩＲとして知られてい
る。
【０００５】選択的ＦＬＡＩＲに代わるものとして、非
選択的（ＮＳ）ＦＬＡＩＲが開発された。ＮＳ−ＦＬＡ
ＩＲでは、全領域を励起する１つの（又は、減らされた
数の）非選択的反転パルスが目標とする各スライス位置
で生成される取得パルスの前に印可される（すなわち、
励起、読み出し、及び、データ取得の開始）。異なる組
織の種類（様々な緩和特性を持つ）は、反転回復パルス
のタイミングに対してそのスライスが何時獲得されたか
によって、異なるレベルの信号振幅を生成することにな
る。ＮＳ−ＦＬＡＩＲもまたＣＳＦ流入物アーチファク
トを減少させるが、理由は、反転が大きい領域を励起す
るからである。１つの反転パルスのみが加えられるか
ら、ＮＳ−ＦＬＡＩＲシーケンスはまた、より速い取得
時間を与える。しかし、画像の対比は、選択的ＩＲ励起
と比較した時、スライスを通してそれ程均一ではない。
ＮＳ−ＦＬＡＩＲの対比は、一般的に、ＮＳ反転回復Ｒ
Ｆパルスに関してそのスライスが獲得された時間によっ
て支配される。
選択的（ＮＳ）ＦＬＡＩＲが開発された。ＮＳ−ＦＬＡ
ＩＲでは、全領域を励起する１つの（又は、減らされた
数の）非選択的反転パルスが目標とする各スライス位置
で生成される取得パルスの前に印可される（すなわち、
励起、読み出し、及び、データ取得の開始）。異なる組
織の種類（様々な緩和特性を持つ）は、反転回復パルス
のタイミングに対してそのスライスが何時獲得されたか
によって、異なるレベルの信号振幅を生成することにな
る。ＮＳ−ＦＬＡＩＲもまたＣＳＦ流入物アーチファク
トを減少させるが、理由は、反転が大きい領域を励起す
るからである。１つの反転パルスのみが加えられるか
ら、ＮＳ−ＦＬＡＩＲシーケンスはまた、より速い取得
時間を与える。しかし、画像の対比は、選択的ＩＲ励起
と比較した時、スライスを通してそれ程均一ではない。
ＮＳ−ＦＬＡＩＲの対比は、一般的に、ＮＳ反転回復Ｒ
Ｆパルスに関してそのスライスが獲得された時間によっ
て支配される。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】更に、以前に開発され
たＮＳ−ＦＬＡＩＲ技術では、２つの取得（１つは本来
のスライス順序によるものであり、もう１つは逆のスラ
イス順序によるものである）からの画像の符号付きの実
数値は互いに加算されるべきであるということが示唆さ
れた。このようにして、各スライスのＣＳＦ信号振幅
は、より一定とすることができる。しかし、この技術は
最適ではない。更に、画像間の通常の位相差を補正する
明確な方法が全く考慮されていなかった上に、ＮＳ−Ｆ
ＬＡＩＲ画像に関して位相修正が全く加えられない時に
は、信号対雑音比（ＳＮＲ）が悪化することが分かって
きた。
たＮＳ−ＦＬＡＩＲ技術では、２つの取得（１つは本来
のスライス順序によるものであり、もう１つは逆のスラ
イス順序によるものである）からの画像の符号付きの実
数値は互いに加算されるべきであるということが示唆さ
れた。このようにして、各スライスのＣＳＦ信号振幅
は、より一定とすることができる。しかし、この技術は
最適ではない。更に、画像間の通常の位相差を補正する
明確な方法が全く考慮されていなかった上に、ＮＳ−Ｆ
ＬＡＩＲ画像に関して位相修正が全く加えられない時に
は、信号対雑音比（ＳＮＲ）が悪化することが分かって
きた。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明の１つの態様に従
えば、磁気共鳴画像の方法は、被験体をＭＲＩスキャナ
の検査領域に支持する段階と、被験体内に正味の磁化を
持つスピン系を設定する段階とを含んでいる。ＲＦ反転
パルスがＭＲＩスキャナを経由して加えられる。ＲＦ反
転パルスは、被験体の選択された容積におけるスピン系
の磁化を反転させる。磁化が再び成長するにつれて、生
データの第１セットは、選択された容積内の領域系列か
らＭＲ信号を生成及び獲得することにより作り出され
る。生データの第１セットに対して、領域系列は、ＲＦ
反転パルスに関して第１の時間的順序で獲得される。Ｒ
Ｆ反転パルスが再び加えられ、磁化が再ぴ成長するにつ
れて、生データの第２セットが領域の同じ系列からＭＲ
信号を獲得することによって生成される。しかし、生デ
ータの第２のセットに対して、領域系列は、ＲＦ反転パ
ルスに関して第２の時間的順序で獲得される。第２の時
間的順序は、第１の時間的順序とは異なっている。
えば、磁気共鳴画像の方法は、被験体をＭＲＩスキャナ
の検査領域に支持する段階と、被験体内に正味の磁化を
持つスピン系を設定する段階とを含んでいる。ＲＦ反転
パルスがＭＲＩスキャナを経由して加えられる。ＲＦ反
転パルスは、被験体の選択された容積におけるスピン系
の磁化を反転させる。磁化が再び成長するにつれて、生
データの第１セットは、選択された容積内の領域系列か
らＭＲ信号を生成及び獲得することにより作り出され
る。生データの第１セットに対して、領域系列は、ＲＦ
反転パルスに関して第１の時間的順序で獲得される。Ｒ
Ｆ反転パルスが再び加えられ、磁化が再ぴ成長するにつ
れて、生データの第２セットが領域の同じ系列からＭＲ
信号を獲得することによって生成される。しかし、生デ
ータの第２のセットに対して、領域系列は、ＲＦ反転パ
ルスに関して第２の時間的順序で獲得される。第２の時
間的順序は、第１の時間的順序とは異なっている。
【０００８】生データの第１及び第２セットから、各
々、第１及び第２セットの複素画像データが生成され
る。複素位相修正係数が次に決められ、複素画像データ
の第１及び第２セットのうちの１つ又は両方に適用され
て、それにより、複素画像データの第１又は第２セット
が互いに位相を一致させられる。最終的に、合成された
画像が作り出される。該合成画像は、位相が一致した第
１及び第２セットの複素画像データのピクセル単位の複
素合成を通じて作り出される。
々、第１及び第２セットの複素画像データが生成され
る。複素位相修正係数が次に決められ、複素画像データ
の第１及び第２セットのうちの１つ又は両方に適用され
て、それにより、複素画像データの第１又は第２セット
が互いに位相を一致させられる。最終的に、合成された
画像が作り出される。該合成画像は、位相が一致した第
１及び第２セットの複素画像データのピクセル単位の複
素合成を通じて作り出される。
【０００９】本発明の別の態様に従えば、磁気共鳴画像
装置は、画像化対象が置かれている検査領域を通る実質
的に均一で定常な主磁場を発生させる主磁石を含んでい
る。磁気勾配発生器は、主磁場の存在下で検査領域を横
切る勾配磁気を発生させ、送信システムは、検査領域に
近接するＲＦコイルを駆動するＲＦ送信器を含んでい
る。シーケンス制御装置は、ＮＳ−ＩＲシーケンスを作
り出すように勾配磁気発生器と送信システムとを操作し
ている。ＮＳ−ＩＲシーケンスは、対象物から検知可能
な磁気共鳴信号を引き起こす。
装置は、画像化対象が置かれている検査領域を通る実質
的に均一で定常な主磁場を発生させる主磁石を含んでい
る。磁気勾配発生器は、主磁場の存在下で検査領域を横
切る勾配磁気を発生させ、送信システムは、検査領域に
近接するＲＦコイルを駆動するＲＦ送信器を含んでい
る。シーケンス制御装置は、ＮＳ−ＩＲシーケンスを作
り出すように勾配磁気発生器と送信システムとを操作し
ている。ＮＳ−ＩＲシーケンスは、対象物から検知可能
な磁気共鳴信号を引き起こす。
【００１０】受信システムは、生データの第１及び第２
セットを獲得するために、磁気共鳴信号を受信して復調
する受信器を含んでいる。生データの第１セットは、Ｎ
Ｓ−ＩＲシーケンスからのＲＦ反転パルスによって励起
された対象物の選択された容積からの領域系列を表す。
領域の第１系列は、ＲＦ反転パルスに関して第１の時間
的順序で獲得される。生データの第２セットは、領域の
同じ系列を表すが、その領域系列は、第１の時間的順序
と異なる第２の時間的順序で獲得されたものである。
セットを獲得するために、磁気共鳴信号を受信して復調
する受信器を含んでいる。生データの第１セットは、Ｎ
Ｓ−ＩＲシーケンスからのＲＦ反転パルスによって励起
された対象物の選択された容積からの領域系列を表す。
領域の第１系列は、ＲＦ反転パルスに関して第１の時間
的順序で獲得される。生データの第２セットは、領域の
同じ系列を表すが、その領域系列は、第１の時間的順序
と異なる第２の時間的順序で獲得されたものである。
【００１１】該装置は、第１及び第２セットの生データ
を、各々、第１及び第２セットのｋ空間データとして中
に再格納するｋ空間記憶装置を更に含んでいる。再構成
プロセッサは、第１及び第２セットのｋ空間データに再
構成アルゴリズムを適用して、各々、第１及び第２セッ
トの複素画像データを生成し、これらは、複素画像デー
タ記憶装置内に読み込まれる。位相修正プロセッサは、
第１及び第２セットの複素画像データのうちの１つ又は
両方に作用し、それにより、第１及び第２セットの複素
画像データの互いの位相一致化を行っている。画像発生
器は、位相一致化された第１及び第２セットの複素画像
データを合成して合成画像データとし、出力装置は、画
像発生器によって出力されたデータから、人が見ること
のできる対象物の画像表示を作り出す。
を、各々、第１及び第２セットのｋ空間データとして中
に再格納するｋ空間記憶装置を更に含んでいる。再構成
プロセッサは、第１及び第２セットのｋ空間データに再
構成アルゴリズムを適用して、各々、第１及び第２セッ
トの複素画像データを生成し、これらは、複素画像デー
タ記憶装置内に読み込まれる。位相修正プロセッサは、
第１及び第２セットの複素画像データのうちの１つ又は
両方に作用し、それにより、第１及び第２セットの複素
画像データの互いの位相一致化を行っている。画像発生
器は、位相一致化された第１及び第２セットの複素画像
データを合成して合成画像データとし、出力装置は、画
像発生器によって出力されたデータから、人が見ること
のできる対象物の画像表示を作り出す。
【００１２】本発明の１つの利点は、不必要な組織タイ
プを抑制しながら、選択した組織タイプ（例えば、脳組
織又はＣＳＦ）の可視化を改善する可能性である。本発
明のもう１つの利点は、組織セグメント化が達成され、
これにより、ピクセルデータの組織固有の処理を補助す
る組織の隔離及び識別が可能となることである。本発明
の別の利点は、ＮＳ−ＦＬＡＩＲ試験の各データセット
間で最適化された位相一致化を達成できることである。
本発明の更に別の利点は、同等な選択的ＦＬＡＩＲ試験
と比較して、比較的短い画像化時間を達成できることで
ある。本発明を実施する手法は、ここで添付図面を参照
しながら例示的に以下に詳細に記述される。
プを抑制しながら、選択した組織タイプ（例えば、脳組
織又はＣＳＦ）の可視化を改善する可能性である。本発
明のもう１つの利点は、組織セグメント化が達成され、
これにより、ピクセルデータの組織固有の処理を補助す
る組織の隔離及び識別が可能となることである。本発明
の別の利点は、ＮＳ−ＦＬＡＩＲ試験の各データセット
間で最適化された位相一致化を達成できることである。
本発明の更に別の利点は、同等な選択的ＦＬＡＩＲ試験
と比較して、比較的短い画像化時間を達成できることで
ある。本発明を実施する手法は、ここで添付図面を参照
しながら例示的に以下に詳細に記述される。
【００１３】
【発明の実施の形態】図１を参照すると、ＭＲＩスキャ
ナAは、実質的に均一で定常な主磁場Ｂ0が検査領域１４
を通るｚ軸に沿って作られるように、超伝導磁石又は抵
抗磁石１２を制御する主磁場制御装置１０を含んでい
る。検査領域１４内に置かれた被験体（例えば、患者、
ファントム、又は、それ以外の物）では、磁場は、正味
の磁化をもつスピン系を設定する。画像化試験は、検査
領域１４内に少なくとも部分的に置かれた画像化又は検
査される被験体に対して磁気共鳴シーケンスを実行する
ことにより行われる。磁気共鳴シーケンスは、磁気スピ
ンの反転又は励起、磁気共鳴の誘導、磁気共鳴の再集
束、磁気共鳴の操作、磁気共鳴の空間的又はそれ以外に
よる符号化、スピンの飽和などをするために被験体に加
えられる、ＲＦ及び磁界勾配パルスの系列を必然的に伴
っている。より詳細には、勾配パルス増幅器２０は、検
査領域１４のｘ、ｙ、及び、ｚ軸に沿って主磁場のもと
で磁界勾配を設定するために、勾配コイルアセンブリ２
２に電流パルスを加える。ＲＦ送信器２４は、随意選択
的にデジタルもあるが、検査領域にＲＦ磁場（共鳴状態
にある）を生成するために、電気ＲＦパルス又はパルス
束をＲＦコイル（随意選択的に全身用ＲＦコイル２６）
に加える。一般的なＲＦパルスは、互いにひとまとめに
された短い持続時間のすぐ隣接するパルスセグメントの
束から成っており、いかなる加えられた勾配も選択的な
磁気共鳴操作を達成する。
ナAは、実質的に均一で定常な主磁場Ｂ0が検査領域１４
を通るｚ軸に沿って作られるように、超伝導磁石又は抵
抗磁石１２を制御する主磁場制御装置１０を含んでい
る。検査領域１４内に置かれた被験体（例えば、患者、
ファントム、又は、それ以外の物）では、磁場は、正味
の磁化をもつスピン系を設定する。画像化試験は、検査
領域１４内に少なくとも部分的に置かれた画像化又は検
査される被験体に対して磁気共鳴シーケンスを実行する
ことにより行われる。磁気共鳴シーケンスは、磁気スピ
ンの反転又は励起、磁気共鳴の誘導、磁気共鳴の再集
束、磁気共鳴の操作、磁気共鳴の空間的又はそれ以外に
よる符号化、スピンの飽和などをするために被験体に加
えられる、ＲＦ及び磁界勾配パルスの系列を必然的に伴
っている。より詳細には、勾配パルス増幅器２０は、検
査領域１４のｘ、ｙ、及び、ｚ軸に沿って主磁場のもと
で磁界勾配を設定するために、勾配コイルアセンブリ２
２に電流パルスを加える。ＲＦ送信器２４は、随意選択
的にデジタルもあるが、検査領域にＲＦ磁場（共鳴状態
にある）を生成するために、電気ＲＦパルス又はパルス
束をＲＦコイル（随意選択的に全身用ＲＦコイル２６）
に加える。一般的なＲＦパルスは、互いにひとまとめに
された短い持続時間のすぐ隣接するパルスセグメントの
束から成っており、いかなる加えられた勾配も選択的な
磁気共鳴操作を達成する。
【００１４】ＲＦパルスは、検査領域の選択された部分
で共鳴飽和、励起、磁化反転、共鳴再集束、又は、共鳴
操作のために使用される。全身への適用に対しては、選
択された操作の結果で生成した得られた共鳴信号はま
た、通常、全身用ＲＦコイル２６によって取り上げられ
る。代わりに、被験体の限定領域でのＲＦパルスの発生
に対しては、通常、その領域に隣接するか又は近くに局
所的ＲＦコイルが置かれる。例えば、当業技術で知られ
るように、挿入可能ヘッドコイル（図示しない）がボア
のアイソセンタに選択された脳領域を取りまいて挿入さ
れてもよいし、選択された表面コイル（図示しない）が
使用されてもよいし、１セットのフェイズドアレーコイ
ル又は他のそのような特殊ＲＦコイルが使用されてもよ
い。ＲＦパルスの発生に加えて、随意選択的であるが、
局所ＲＦコイルはまた、選択された領域からの磁気共鳴
信号を受信する。更なる他の実施形態又は応用において
は、全身用ＲＦコイル２６がＲＦパルスを発生させ、一
方、局所ＲＦコイルが得られる磁気共鳴信号を受信する
が、その逆も可である。
で共鳴飽和、励起、磁化反転、共鳴再集束、又は、共鳴
操作のために使用される。全身への適用に対しては、選
択された操作の結果で生成した得られた共鳴信号はま
た、通常、全身用ＲＦコイル２６によって取り上げられ
る。代わりに、被験体の限定領域でのＲＦパルスの発生
に対しては、通常、その領域に隣接するか又は近くに局
所的ＲＦコイルが置かれる。例えば、当業技術で知られ
るように、挿入可能ヘッドコイル（図示しない）がボア
のアイソセンタに選択された脳領域を取りまいて挿入さ
れてもよいし、選択された表面コイル（図示しない）が
使用されてもよいし、１セットのフェイズドアレーコイ
ル又は他のそのような特殊ＲＦコイルが使用されてもよ
い。ＲＦパルスの発生に加えて、随意選択的であるが、
局所ＲＦコイルはまた、選択された領域からの磁気共鳴
信号を受信する。更なる他の実施形態又は応用において
は、全身用ＲＦコイル２６がＲＦパルスを発生させ、一
方、局所ＲＦコイルが得られる磁気共鳴信号を受信する
が、その逆も可である。
【００１５】得られるＲＦ磁気共鳴信号は、ＲＦコイル
の形態に無関係に、使用されている１つの又は別のＲＦ
コイルによって取り上げられ、随意選択的にはデジタル
受信器である受信器３０によって復調される。好ましく
は、シーケンス制御回路４０は、勾配パルス増幅器２０
とＲＦ送信機２４とを制御し、生のＭＲデータとして受
信器３０によって受信及び標本化される符号化磁気共鳴
（ＭＲ）信号又はエコーを発生するＭＲＩパルスシーケ
ンスを作り出す方がよい。
の形態に無関係に、使用されている１つの又は別のＲＦ
コイルによって取り上げられ、随意選択的にはデジタル
受信器である受信器３０によって復調される。好ましく
は、シーケンス制御回路４０は、勾配パルス増幅器２０
とＲＦ送信機２４とを制御し、生のＭＲデータとして受
信器３０によって受信及び標本化される符号化磁気共鳴
（ＭＲ）信号又はエコーを発生するＭＲＩパルスシーケ
ンスを作り出す方がよい。
【００１６】実行されるＭＲＩ試験は、好ましくは、非
選択的ＦＬＡＩＲ (ＮＳ−ＦＬＡＩＲ）試験である方
がよい。より詳細には、ＮＳ−ＦＬＡＩＲ試験は、全体
容積に加えられる初期反転パルス（すなわち、適当なＲ
Ｆコイルを通して送信器２４によって加えられるＲＦパ
ルス）によって特徴づけられる。反転パルスは、被験体
の選ばれた又は目標とする容積、すなわち画像化される
ことになる関連容積に設定されたスピン系の磁化を反転
させる。その後、磁化が再び成長するにつれて、高速ス
ピンエコー（ＦＳＥ）シーケンス又は他の既知の読み出
しパルスシーケンスなどの多重スライス読み出しパルス
シーケンスを使用して、ＭＲ信号が容積内の多重スライ
スに対して連続的に生成される。獲得された各スライス
は、好ましくは、それからＭＲ信号が検出又は受信され
る平行平面の断面スラブ又はスライスを表している方が
よい。随意選択的には、各スライスは、互いに積み重ね
られた時に画像化される容積を作りあげる。しかし、各
スライスは、磁化が再び成長する間の異なる時間に獲得
されるので、各々が異なる対比を呈する。
選択的ＦＬＡＩＲ (ＮＳ−ＦＬＡＩＲ）試験である方
がよい。より詳細には、ＮＳ−ＦＬＡＩＲ試験は、全体
容積に加えられる初期反転パルス（すなわち、適当なＲ
Ｆコイルを通して送信器２４によって加えられるＲＦパ
ルス）によって特徴づけられる。反転パルスは、被験体
の選ばれた又は目標とする容積、すなわち画像化される
ことになる関連容積に設定されたスピン系の磁化を反転
させる。その後、磁化が再び成長するにつれて、高速ス
ピンエコー（ＦＳＥ）シーケンス又は他の既知の読み出
しパルスシーケンスなどの多重スライス読み出しパルス
シーケンスを使用して、ＭＲ信号が容積内の多重スライ
スに対して連続的に生成される。獲得された各スライス
は、好ましくは、それからＭＲ信号が検出又は受信され
る平行平面の断面スラブ又はスライスを表している方が
よい。随意選択的には、各スライスは、互いに積み重ね
られた時に画像化される容積を作りあげる。しかし、各
スライスは、磁化が再び成長する間の異なる時間に獲得
されるので、各々が異なる対比を呈する。
【００１７】本明細書においてＮＳ−ＦＬＡＩＲに関し
て論じられているが、本発明は、異なる緩和特性を備え
た組織に関わる他のＮＳ−ＩＲ試験にも同様に適用可能
であることを理解されたい。更に、本明細書において
は、スライス及び２次元画像化技術が例示的目的のため
に使用されているが、本発明は、容積がスライスに取っ
て代わる３次元画像化技術にも同様に適用可能であるこ
とも理解されたい。
て論じられているが、本発明は、異なる緩和特性を備え
た組織に関わる他のＮＳ−ＩＲ試験にも同様に適用可能
であることを理解されたい。更に、本明細書において
は、スライス及び２次元画像化技術が例示的目的のため
に使用されているが、本発明は、容積がスライスに取っ
て代わる３次元画像化技術にも同様に適用可能であるこ
とも理解されたい。
【００１８】いずれにしても、受信器３０から生のＭＲ
データが収集され、生データメモリ５０又は他の適当な
記憶装置に記憶される。生のＭＲデータは、好ましく
は、同じ空間的容積に対して２回、すなわち２セットほ
ど獲得又は収集される方がよい。このセットは、本明細
書では名目上第１セット及び第２セットと名付けられて
いる。第１セットは、反転パルス（すなわち、ＮＳ−Ｆ
ＬＡＩＲ試験と共に使われる反転パルス）に関して第１
の時間的順序で収集されるスライス系列（すなわち、関
連するＭＲ信号がそこから検知される関連領域の被験体
を通る選択された断面スラブ）を表しており、第２セッ
トは、反転パルスに関して第２の時間的順序で収集され
る同じスライス系列を表すものであって、第２の時間的
順序は、第１の時間的順序とは異なっている。好ましく
は、第２の時間的順序は、第１の時間的順序と逆になる
方がよい。従って、第１セットの第１に獲得されたスラ
イスの空間的な位置は、第２セットの最後に獲得された
スライスの空間的位置と同じであり、第１セットの第２
に獲得されたスライスの空間的位置は、第２セットの最
後から２番目に獲得されたスライスの空間的な位置と同
じであるというふうに続き、最後に、第１セットの最後
に獲得されたスライスの空間的位置は、第２セットの第
１に獲得されるスライスの空間的な位置と同じになる。
随意任意的には、２セットを超えるものが同様に使われ
れてもよい。しかし、本明細書における目的に対して、
議論は２セットのみに関する。
データが収集され、生データメモリ５０又は他の適当な
記憶装置に記憶される。生のＭＲデータは、好ましく
は、同じ空間的容積に対して２回、すなわち２セットほ
ど獲得又は収集される方がよい。このセットは、本明細
書では名目上第１セット及び第２セットと名付けられて
いる。第１セットは、反転パルス（すなわち、ＮＳ−Ｆ
ＬＡＩＲ試験と共に使われる反転パルス）に関して第１
の時間的順序で収集されるスライス系列（すなわち、関
連するＭＲ信号がそこから検知される関連領域の被験体
を通る選択された断面スラブ）を表しており、第２セッ
トは、反転パルスに関して第２の時間的順序で収集され
る同じスライス系列を表すものであって、第２の時間的
順序は、第１の時間的順序とは異なっている。好ましく
は、第２の時間的順序は、第１の時間的順序と逆になる
方がよい。従って、第１セットの第１に獲得されたスラ
イスの空間的な位置は、第２セットの最後に獲得された
スライスの空間的位置と同じであり、第１セットの第２
に獲得されたスライスの空間的位置は、第２セットの最
後から２番目に獲得されたスライスの空間的な位置と同
じであるというふうに続き、最後に、第１セットの最後
に獲得されたスライスの空間的位置は、第２セットの第
１に獲得されるスライスの空間的な位置と同じになる。
随意任意的には、２セットを超えるものが同様に使われ
れてもよい。しかし、本明細書における目的に対して、
議論は２セットのみに関する。
【００１９】代替実施形態においては、第１セットに対
して任意の目標とする順序、及び、第２セットに対して
任意の目標とする順序でスライスを獲得することが同様
に便利な場合があり、信号値の推定が知られる限りは画
像を合成することができる。しかし、逆の順序付けが使
われている場合は、獲得シーケンスの時間中点又は中間
点が磁化の再成長のヌルポイントと一致することが好ま
しい。生データメモリ５０は、好ましくは、２つの３次
元（３D）領域に区切られている方がよい。２つのセッ
トの各々に対して、それぞれの３D領域は、２次元（２
D）スライス系列に対する対応データを保持している。
好ましくは、本明細書で記述されている他の同様のメモ
リ又は記憶装置も、同様に形成される方がよい。
して任意の目標とする順序、及び、第２セットに対して
任意の目標とする順序でスライスを獲得することが同様
に便利な場合があり、信号値の推定が知られる限りは画
像を合成することができる。しかし、逆の順序付けが使
われている場合は、獲得シーケンスの時間中点又は中間
点が磁化の再成長のヌルポイントと一致することが好ま
しい。生データメモリ５０は、好ましくは、２つの３次
元（３D）領域に区切られている方がよい。２つのセッ
トの各々に対して、それぞれの３D領域は、２次元（２
D）スライス系列に対する対応データを保持している。
好ましくは、本明細書で記述されている他の同様のメモ
リ又は記憶装置も、同様に形成される方がよい。
【００２０】通常の方式では、ｋ空間データは、生デー
タメモリ５０にある第１及び第２セットの生ＭＲデータ
から次に作られる。より詳細には、第１及び第２セット
の生ＭＲデータはマッピングされ、再格納されるか、及
び／又は、そうでなければ対応するｋ空間マトリックス
に読み込まれる。ｋ空間データは、好ましくは、ｋ空間
メモリ６０又は他の適した記憶装置に保持又は記憶され
る方がよい。使われている読み出しパルスシーケンスに
依存して、通常のｋ空間データ修正及び／又は処理が実
行される。例えば、ＦＳＥ読み出しシーケンスが使われ
る場合、位相修正は、ｋ空間にデータを正しく配列する
ために随意選択的に適用される。
タメモリ５０にある第１及び第２セットの生ＭＲデータ
から次に作られる。より詳細には、第１及び第２セット
の生ＭＲデータはマッピングされ、再格納されるか、及
び／又は、そうでなければ対応するｋ空間マトリックス
に読み込まれる。ｋ空間データは、好ましくは、ｋ空間
メモリ６０又は他の適した記憶装置に保持又は記憶され
る方がよい。使われている読み出しパルスシーケンスに
依存して、通常のｋ空間データ修正及び／又は処理が実
行される。例えば、ＦＳＥ読み出しシーケンスが使われ
る場合、位相修正は、ｋ空間にデータを正しく配列する
ために随意選択的に適用される。
【００２１】メモリ６０からのｋ空間データに作用して
いる再構成プロセッサ６２は、２つのセットの各々にお
ける各スライスに対して、２次元フーリエ変換（２DＦ
Ｔ）又は他の適当な再構成アルゴリズムを適用すること
により、被験体の対応する画像表示を再構成する。各ス
ライスに対する得られた画像は、複素強度値のマトリッ
クス又は２Dピクセルアレーであって、そのマグニチュ
ードは、被験体を通る対応するスライス又はスラブを表
示又は可視化する。この方式において、複素画像データ
は、データの第１及び第２セットに対応して生成され
る。複素画像データの第１及び第２セットは、好ましく
は、各複素データの値がそのそれぞれの画像の要素つま
りピクセルを表すように、複素画像データメモリ７０に
読み込まれて記憶される方がよい。
いる再構成プロセッサ６２は、２つのセットの各々にお
ける各スライスに対して、２次元フーリエ変換（２DＦ
Ｔ）又は他の適当な再構成アルゴリズムを適用すること
により、被験体の対応する画像表示を再構成する。各ス
ライスに対する得られた画像は、複素強度値のマトリッ
クス又は２Dピクセルアレーであって、そのマグニチュ
ードは、被験体を通る対応するスライス又はスラブを表
示又は可視化する。この方式において、複素画像データ
は、データの第１及び第２セットに対応して生成され
る。複素画像データの第１及び第２セットは、好ましく
は、各複素データの値がそのそれぞれの画像の要素つま
りピクセルを表すように、複素画像データメモリ７０に
読み込まれて記憶される方がよい。
【００２２】更に図２を参照すると、ｋ空間データの第
１及び第２セットからの対応する各スライス（すなわ
ち、同じ空間的位置を持つスライス）は、次に、位相修
正プロセッサ１００によって互いに位相を一致させられ
る。つまり、位相一致化は、実質的に第１及び第２デー
タセット間の位相差を除去するものである。好ましく
は、位相一致化は、スライスごとを基本として行なわれ
る方が良い。従って、単純化のために、ここで以下に続
く位相一致化の記述は、１つの空間スライス位置に限定
される。しかし、位相一致化は、関連容積内の各空間ス
ライス位置に対して同様に実行されるのが好ましいこと
を理解されたい。
１及び第２セットからの対応する各スライス（すなわ
ち、同じ空間的位置を持つスライス）は、次に、位相修
正プロセッサ１００によって互いに位相を一致させられ
る。つまり、位相一致化は、実質的に第１及び第２デー
タセット間の位相差を除去するものである。好ましく
は、位相一致化は、スライスごとを基本として行なわれ
る方が良い。従って、単純化のために、ここで以下に続
く位相一致化の記述は、１つの空間スライス位置に限定
される。しかし、位相一致化は、関連容積内の各空間ス
ライス位置に対して同様に実行されるのが好ましいこと
を理解されたい。
【００２３】好ましい実施形態において、位相一致化
は、反復演算又は手順である。それは、好ましくはピク
セルごとを基本として、第１及び第２セットからそれぞ
れの複素画像データを複素数領域で合成することによっ
て始められる。より詳細には、複素位相係数を伴う複素
数加算を使用し、加算器１１０が第１セットからの複素
画像データと第２セットからの複素画像データとの和を
求める。これは数字的には次のように表すことができ
る。
は、反復演算又は手順である。それは、好ましくはピク
セルごとを基本として、第１及び第２セットからそれぞ
れの複素画像データを複素数領域で合成することによっ
て始められる。より詳細には、複素位相係数を伴う複素
数加算を使用し、加算器１１０が第１セットからの複素
画像データと第２セットからの複素画像データとの和を
求める。これは数字的には次のように表すことができ
る。
【００２４】 ＳC（ｘ、ｙ）＝Ｓ1（ｘ、ｙ）＋ｅ-izＳ2（ｘ、ｙ） （１）
【００２５】ここに、ＳC（ｘ、ｙ）は得られる総和を
表し、Ｓ1（ｘ、ｙ）は、第１セットの複素画像デー
タ、ｅ-izは、複素位相係数、そして、Ｓ2（ｘ、ｙ）
は、第２セットの複素画像データを表す。複素位相係数
は、最初に、第１最良推定値に設定されるか、又は、第
１最良推定値として選択される。この第１最良推定値
は、随意選択的に、最も最近又は最後に予測された値で
あったり、歴史的なデータ又は結果に基づいて妥当に予
測されたある他の値であったり、又は、他の同様な基準
によって判断されたりする。一般性を失うことなく、複
素位相係数は、代わりに第１セットの複素画像データに
適用される。更に、複素位相係数は、画像データの両方
のセットに適用されてもよく、両方を所定の、又は、他
に選択された絶対位相に一致させる。それにもかかわら
ず、本明細書では単純化のために、本実施例においては
上記方程式（１）で表される場合について考えることに
する。好ましくは、加算された複素画像データＳ
C（ｘ、ｙ）は、メモリ１１２、又は、他の適した記憶
装置に読み込まれて記憶される方が良い。
表し、Ｓ1（ｘ、ｙ）は、第１セットの複素画像デー
タ、ｅ-izは、複素位相係数、そして、Ｓ2（ｘ、ｙ）
は、第２セットの複素画像データを表す。複素位相係数
は、最初に、第１最良推定値に設定されるか、又は、第
１最良推定値として選択される。この第１最良推定値
は、随意選択的に、最も最近又は最後に予測された値で
あったり、歴史的なデータ又は結果に基づいて妥当に予
測されたある他の値であったり、又は、他の同様な基準
によって判断されたりする。一般性を失うことなく、複
素位相係数は、代わりに第１セットの複素画像データに
適用される。更に、複素位相係数は、画像データの両方
のセットに適用されてもよく、両方を所定の、又は、他
に選択された絶対位相に一致させる。それにもかかわら
ず、本明細書では単純化のために、本実施例においては
上記方程式（１）で表される場合について考えることに
する。好ましくは、加算された複素画像データＳ
C（ｘ、ｙ）は、メモリ１１２、又は、他の適した記憶
装置に読み込まれて記憶される方が良い。
【００２６】次に、メモリ１１２からの加算された複素
画像データＳC（ｘ、ｙ）が評価される。すなわち、定
性的、及び／又は、定量的解析が行われ、使用された複
素位相係数ｅ-izによって達成された位相一致化の程度
を判断する。好ましい実施形態において、評価は、加算
された複素画像データから画像のマグニチュードを最初
に得ることにより実行され、これは、数学的に｜Ｓ
C（ｘ、ｙ）｜によって表現することができる。すなわ
ち、加算された複素画像データの各複素画像要素つまり
ピクセルに対する個々のマグニチュードが計算される。
この画像マグニチュード｜ＳC（ｘ、ｙ）｜は、随意選
択的に、同じメモリ１１２、又は、新しいメモリ位置１
１２’に保持される。
画像データＳC（ｘ、ｙ）が評価される。すなわち、定
性的、及び／又は、定量的解析が行われ、使用された複
素位相係数ｅ-izによって達成された位相一致化の程度
を判断する。好ましい実施形態において、評価は、加算
された複素画像データから画像のマグニチュードを最初
に得ることにより実行され、これは、数学的に｜Ｓ
C（ｘ、ｙ）｜によって表現することができる。すなわ
ち、加算された複素画像データの各複素画像要素つまり
ピクセルに対する個々のマグニチュードが計算される。
この画像マグニチュード｜ＳC（ｘ、ｙ）｜は、随意選
択的に、同じメモリ１１２、又は、新しいメモリ位置１
１２’に保持される。
【００２７】次に、加算回路又はプロセッサ１２０は、
２Ｄアレー又はマトリックスにおける全てのピクセルの
マグニチュードを合計する。これは、数学的に次のよう
に表すことができる。
２Ｄアレー又はマトリックスにおける全てのピクセルの
マグニチュードを合計する。これは、数学的に次のよう
に表すことができる。
【００２８】 Q＝ΣxΣy｜ＳC（ｘ、ｙ）｜ （２）
【００２９】ここに、Ｑはマグニチュードの総和を表
し、ｘはピクセル列、ｙはピクセル行を表す。マグニチ
ュードの総和Ｑは、数値的なコスト関数又は位相一致化
の尺度を与えるメリット指数を表している。総和Ｑを最
適化することによって、最小の位相差が実現される。言
い換えれば、複素画像データの２つのセット間の位相一
致化が最大化され、その結果、画像の鮮明さが合成画像
において最大化される。代わりに、他の既知の画像評価
技術が、存在する位相一致化の程度又はレベルを判断す
るために使われてもよい。
し、ｘはピクセル列、ｙはピクセル行を表す。マグニチ
ュードの総和Ｑは、数値的なコスト関数又は位相一致化
の尺度を与えるメリット指数を表している。総和Ｑを最
適化することによって、最小の位相差が実現される。言
い換えれば、複素画像データの２つのセット間の位相一
致化が最大化され、その結果、画像の鮮明さが合成画像
において最大化される。代わりに、他の既知の画像評価
技術が、存在する位相一致化の程度又はレベルを判断す
るために使われてもよい。
【００３０】好ましい実施形態において、Ｑの評価の
間、マスクが｜ＳC（ｘ、ｙ）｜で表されている画像マ
グニチュードに随意選択的に適用される（すなわち、掛
算される）。これは、数学的に次のように表すことがで
きる。
間、マスクが｜ＳC（ｘ、ｙ）｜で表されている画像マ
グニチュードに随意選択的に適用される（すなわち、掛
算される）。これは、数学的に次のように表すことがで
きる。
【００３１】 Ｑ＝ΣxΣy｜ＳC（ｘ、ｙ）｜・ｍａｓｋ（ｘ、ｙ） （３）
【００３２】ここに、ｍａｓｋ（ｘ、ｙ）はマスクを表
している。好ましくは、マスクは、位相一致化手順の最
初の反復の後で適用される方が良い。マスクは、生成さ
れてマスクメモリ１１４又は他の適した記憶装置に記憶
される。処理時間を節約するために、マスクが適用され
る時、マスク値が１であるピクセルに関してのみＱが合
計されることが好ましい（以下で説明される）。
している。好ましくは、マスクは、位相一致化手順の最
初の反復の後で適用される方が良い。マスクは、生成さ
れてマスクメモリ１１４又は他の適した記憶装置に記憶
される。処理時間を節約するために、マスクが適用され
る時、マスク値が１であるピクセルに関してのみＱが合
計されることが好ましい（以下で説明される）。
【００３３】マスクは、マスク発生器１１６で作られ
る。目標とする画像対比を達成するために（脳組織から
の高い信号と脳脊髄流体（ＣＳＦ）からの低い信号、又
は、その逆など）、マスク発生器１１６は、メモリ７０
からの第１及び第２セットの複素画像データ間で複素数
加算又は減算を交互に実行し、その結果から画像マグニ
チュードを計算する。加算又は減算は、好ましくは、第
２セットの複素画像データに適用される複素画像係数の
最初の又は最も最近の推定値と共に実行される方が良
い。加算の場合には、評価手順で既に計算された画像マ
グニチュードが随意選択的に使用できる。
る。目標とする画像対比を達成するために（脳組織から
の高い信号と脳脊髄流体（ＣＳＦ）からの低い信号、又
は、その逆など）、マスク発生器１１６は、メモリ７０
からの第１及び第２セットの複素画像データ間で複素数
加算又は減算を交互に実行し、その結果から画像マグニ
チュードを計算する。加算又は減算は、好ましくは、第
２セットの複素画像データに適用される複素画像係数の
最初の又は最も最近の推定値と共に実行される方が良
い。加算の場合には、評価手順で既に計算された画像マ
グニチュードが随意選択的に使用できる。
【００３４】マスク発生器１１６において、加算は、第
１の組織タイプ（好ましくは、脳組織）に対してはピク
セル強度又は信号を強調するか又は共働的に作用する一
方、第２の組織タイプ（好ましくは、脳脊髄液（ＣＳ
Ｆ））に対してはピクセル強度又は信号を抑圧するか又
は破壊的に作用する。反対に、減算は、第２の組織タイ
プ（すなわち、ＣＳＦ）に対してはピクセル強度又は信
号を強調するか又は共働的に作用する一方、第１の組織
タイプ（すなわち、脳組織）に対してはピクセル強度又
は信号を抑圧するか又は破壊的に作用する。従って、加
算は、脳組織マスク（すなわち、ゼロとなって無くなる
か、又は、脳組織の値を十分に減少するために使用され
るマスク）を作ることに使用され、減算は、ＣＳＦマス
ク（すなわち、ゼロとなって無くなるか、又は、ＣＳＦ
の値を十分に減少するために使用されるマスク）を作る
ことに使用される。
１の組織タイプ（好ましくは、脳組織）に対してはピク
セル強度又は信号を強調するか又は共働的に作用する一
方、第２の組織タイプ（好ましくは、脳脊髄液（ＣＳ
Ｆ））に対してはピクセル強度又は信号を抑圧するか又
は破壊的に作用する。反対に、減算は、第２の組織タイ
プ（すなわち、ＣＳＦ）に対してはピクセル強度又は信
号を強調するか又は共働的に作用する一方、第１の組織
タイプ（すなわち、脳組織）に対してはピクセル強度又
は信号を抑圧するか又は破壊的に作用する。従って、加
算は、脳組織マスク（すなわち、ゼロとなって無くなる
か、又は、脳組織の値を十分に減少するために使用され
るマスク）を作ることに使用され、減算は、ＣＳＦマス
ク（すなわち、ゼロとなって無くなるか、又は、ＣＳＦ
の値を十分に減少するために使用されるマスク）を作る
ことに使用される。
【００３５】マスクする段階を通じて、必要な組織タイ
プのいずれもが、複素数加算又は複合減算のどちらかを
選択的に使用することによってセグメント化できるとい
う点に注意することは重要である。必要とする組織タイ
プをセグメント化する段階は、臨床的には体積測定に有
効である。つまり、特定組織のピクセル又はボクセルに
各ピクセル又はボクセルの代表的面積又は体積を賭けた
ものを合計することは、その組織に対する全面積又は全
体積を与える。この方式で、組織の大きさを測定するこ
とができる。ここで使用される「組織」タイプの用語
は、随意選択的に、例えば空気や背景などを表すピクセ
ルなど、他のピクセルタイプを包含する。
プのいずれもが、複素数加算又は複合減算のどちらかを
選択的に使用することによってセグメント化できるとい
う点に注意することは重要である。必要とする組織タイ
プをセグメント化する段階は、臨床的には体積測定に有
効である。つまり、特定組織のピクセル又はボクセルに
各ピクセル又はボクセルの代表的面積又は体積を賭けた
ものを合計することは、その組織に対する全面積又は全
体積を与える。この方式で、組織の大きさを測定するこ
とができる。ここで使用される「組織」タイプの用語
は、随意選択的に、例えば空気や背景などを表すピクセ
ルなど、他のピクセルタイプを包含する。
【００３６】いずれにせよ、マスク発生器１１６は、好
ましくは、閾値作成手順によってマスクバイナリを作る
方が良い。より詳細には、加算又は減算された画像の信
号又はピクセル強度が所定の又は他に選択された閾値を
越える場合、マスクピクセルが消されるか又はゼロに設
定され、閾値を越えない場合、マスクピクセルが現れる
か又は１に設定される。この方式では、脳組織マスク
は、加算からの比較的高い信号の脳組織ピクセルを消す
か又はゼロに設定させる傾向にあり、一方、加算により
抑圧されたＣＳＦピクセルは、現れるか又は１に設定さ
れ、それにより、適用された時、脳組織ピクセルはマス
クされるが、一方、ＣＳＦピクセルは変化しないままで
ある。反対に、ＣＳＦマスクは、減算からの比較的高い
信号のＣＳＦピクセルを消すか又はゼロに設定させる傾
向にあり、一方、減算により抑圧された脳組織ピクセル
は、現れるか又は１に設定され、それにより、適用され
た時、ＣＳＦピクセルはマスクされるが、一方、脳組織
ピクセルは変化しないままである。代替的に生成されて
使用される他の２つのマスクは、各々、ＣＳＦマスク及
び脳組織マスクを補完するものである。更に、マスク
は、複素位相係数の新しい又は次の最良推定値が計算さ
れると更新されてもよい。
ましくは、閾値作成手順によってマスクバイナリを作る
方が良い。より詳細には、加算又は減算された画像の信
号又はピクセル強度が所定の又は他に選択された閾値を
越える場合、マスクピクセルが消されるか又はゼロに設
定され、閾値を越えない場合、マスクピクセルが現れる
か又は１に設定される。この方式では、脳組織マスク
は、加算からの比較的高い信号の脳組織ピクセルを消す
か又はゼロに設定させる傾向にあり、一方、加算により
抑圧されたＣＳＦピクセルは、現れるか又は１に設定さ
れ、それにより、適用された時、脳組織ピクセルはマス
クされるが、一方、ＣＳＦピクセルは変化しないままで
ある。反対に、ＣＳＦマスクは、減算からの比較的高い
信号のＣＳＦピクセルを消すか又はゼロに設定させる傾
向にあり、一方、減算により抑圧された脳組織ピクセル
は、現れるか又は１に設定され、それにより、適用され
た時、ＣＳＦピクセルはマスクされるが、一方、脳組織
ピクセルは変化しないままである。代替的に生成されて
使用される他の２つのマスクは、各々、ＣＳＦマスク及
び脳組織マスクを補完するものである。更に、マスク
は、複素位相係数の新しい又は次の最良推定値が計算さ
れると更新されてもよい。
【００３７】好ましい実施形態において、加算プロセッ
サ１２０からの値をコスト関数又はメリット指数として
使うことにより、最適化エンジン１３０は、複素位相係
数ｅ -izの次の最良推定値を生成する数学的最適化を実
行する。一旦生成されると、新しい複素位相係数は、位
相一致化手順の次の反復での使用のために修正係数メモ
リ１４０に読み込まれて記憶される。すなわち、その後
の各反復において、第２セットの複素画像データは、以
前の反復から生成されて修正係数メモリ１４０に記憶さ
れた複素位相係数で掛け算される。随意選択的に、人が
見ることのできる表示器１４２はまた、修正係数メモリ
１４０にアクセスし、そこに記憶されている複素位相係
数を操作者又は他の観察者に表示する。
サ１２０からの値をコスト関数又はメリット指数として
使うことにより、最適化エンジン１３０は、複素位相係
数ｅ -izの次の最良推定値を生成する数学的最適化を実
行する。一旦生成されると、新しい複素位相係数は、位
相一致化手順の次の反復での使用のために修正係数メモ
リ１４０に読み込まれて記憶される。すなわち、その後
の各反復において、第２セットの複素画像データは、以
前の反復から生成されて修正係数メモリ１４０に記憶さ
れた複素位相係数で掛け算される。随意選択的に、人が
見ることのできる表示器１４２はまた、修正係数メモリ
１４０にアクセスし、そこに記憶されている複素位相係
数を操作者又は他の観察者に表示する。
【００３８】最適化エンジン１３０は、好ましくは、ネ
ルダー・ミード最適化技術を使用する。例えば、本明細
書において参照文献として援用されている、ケンブリッ
ジ大学出版部から１９８８年出版のプレス、フラネリ
ー、ツコルスキー、及び、ベターリング著「Ｃにおける
数値的方法」にあるネルダー・ミードアルゴリズムの記
述を参照されたい。代わりに、既知の非線型数学的最適
化技術が代用されてもよいし、又は、他の知られている
最適化技術（例えば、黄金分割技術、直接勾配下降技術
など）を使ってもよい。
ルダー・ミード最適化技術を使用する。例えば、本明細
書において参照文献として援用されている、ケンブリッ
ジ大学出版部から１９８８年出版のプレス、フラネリ
ー、ツコルスキー、及び、ベターリング著「Ｃにおける
数値的方法」にあるネルダー・ミードアルゴリズムの記
述を参照されたい。代わりに、既知の非線型数学的最適
化技術が代用されてもよいし、又は、他の知られている
最適化技術（例えば、黄金分割技術、直接勾配下降技術
など）を使ってもよい。
【００３９】位相一致化手順の各々で、多くの反復を実
行することができる。しかし、設定された反復回数がな
いことが好ましい。むしろ、位相一致化手順は、規定さ
れたパラメータが実質的に変らなくなるまで、記載され
た方式で反復的に続けられる。例えば、それは、直前の
複素位相係数と現在の複素位相係数との差が所定の又は
他の選択された許容範囲内に落ち着くまで続いてもよ
い。代わりに、位相一致化手順は、コスト関数の直前の
値とコスト関数の現在の値との差が所定の又は他の選択
された許容範囲内に落ち着くまで、記載された方式で反
復的に続けられる。どちらの場合も、差が許容範囲内に
ある時、現在の複素位相係数は、将来のＮＳ−ＦＬＡＩ
Ｒデータの再構成における使用に指定される。このよう
にして、複素位相係数は、位相修正プロセッサ１００に
よって生成される。
行することができる。しかし、設定された反復回数がな
いことが好ましい。むしろ、位相一致化手順は、規定さ
れたパラメータが実質的に変らなくなるまで、記載され
た方式で反復的に続けられる。例えば、それは、直前の
複素位相係数と現在の複素位相係数との差が所定の又は
他の選択された許容範囲内に落ち着くまで続いてもよ
い。代わりに、位相一致化手順は、コスト関数の直前の
値とコスト関数の現在の値との差が所定の又は他の選択
された許容範囲内に落ち着くまで、記載された方式で反
復的に続けられる。どちらの場合も、差が許容範囲内に
ある時、現在の複素位相係数は、将来のＮＳ−ＦＬＡＩ
Ｒデータの再構成における使用に指定される。このよう
にして、複素位相係数は、位相修正プロセッサ１００に
よって生成される。
【００４０】代わりに、他の位相一致化又は修正技術
は、第１及び第２セットからの複素画像データ間の位相
差を実質的に除去するために位相修正プロセッサ１００
によって実施されてもよい。例えば、メモリ７０にある
２セットの複素画像データの内の１つの共役複素数がと
られ、その後に２セットの複素積がピクセルごとを基本
に計算される。次に、各ピクセルに対して積の値の逆正
接がとられ、その結果の荷重平均が計算される。その重
み付けは、好ましくは、積を取った画像における対応す
るピクセル強度に基づく方がよい。得られた逆正接値の
加重平均は、次に、位相修正係数として使用される。随
意選択的に、積の画像におけるピクセルは、最初に複素
数領域で全画像に亘って合計され、次に、位相修正係数
を得るために算出合計の逆正接をとることができる。ど
ちらの場合も、位相修正係数が最適化されるまで、逆正
接技術を反復的に繰り返すことができる。
は、第１及び第２セットからの複素画像データ間の位相
差を実質的に除去するために位相修正プロセッサ１００
によって実施されてもよい。例えば、メモリ７０にある
２セットの複素画像データの内の１つの共役複素数がと
られ、その後に２セットの複素積がピクセルごとを基本
に計算される。次に、各ピクセルに対して積の値の逆正
接がとられ、その結果の荷重平均が計算される。その重
み付けは、好ましくは、積を取った画像における対応す
るピクセル強度に基づく方がよい。得られた逆正接値の
加重平均は、次に、位相修正係数として使用される。随
意選択的に、積の画像におけるピクセルは、最初に複素
数領域で全画像に亘って合計され、次に、位相修正係数
を得るために算出合計の逆正接をとることができる。ど
ちらの場合も、位相修正係数が最適化されるまで、逆正
接技術を反復的に繰り返すことができる。
【００４１】更に、他の代替実施形態において、メモリ
５０からのｋ空間データ又はメモリ４０からの生データ
は、適当な位相修正係数を生成するために位相修正プロ
セッサ１００によって使用されてもよい。いずれにして
も、適当な位相修正係数（位相修正プロセッサ１００に
よって決められた）が適用された後で、メモリ７０から
の２セットの位相の一致した複素画像データがアクセス
され、画像発生器８０によって合成される。合成は、好
ましくは、位相の一致した複素画像データの２つのセッ
トのピクセルごとの複素加算の後、それに対するマグニ
チュードの計算が続くように実施される。随意選択的
に、既に生成された合成がメモリ１１２又は１１２’か
ら直接アクセスされてもよい。合成された画像は、次に
合成画像メモリ９０に記憶され、そこにおいて、合成画
像は、ビデオモニタ９４や人が読めるような描写又は得
られた画像の表現を準備するような他の出力装置上に表
示するための合成画像を準備及び／又はフォーマット化
するビデオプロセッサ９２によってアクセスされてもよ
い。
５０からのｋ空間データ又はメモリ４０からの生データ
は、適当な位相修正係数を生成するために位相修正プロ
セッサ１００によって使用されてもよい。いずれにして
も、適当な位相修正係数（位相修正プロセッサ１００に
よって決められた）が適用された後で、メモリ７０から
の２セットの位相の一致した複素画像データがアクセス
され、画像発生器８０によって合成される。合成は、好
ましくは、位相の一致した複素画像データの２つのセッ
トのピクセルごとの複素加算の後、それに対するマグニ
チュードの計算が続くように実施される。随意選択的
に、既に生成された合成がメモリ１１２又は１１２’か
ら直接アクセスされてもよい。合成された画像は、次に
合成画像メモリ９０に記憶され、そこにおいて、合成画
像は、ビデオモニタ９４や人が読めるような描写又は得
られた画像の表現を準備するような他の出力装置上に表
示するための合成画像を準備及び／又はフォーマット化
するビデオプロセッサ９２によってアクセスされてもよ
い。
【００４２】更に、必要とする組織（例えば、脳組織又
はＣＳＦ）の可視化を改善するために、画像発生器８０
は、随意選択的に、可視化マスクプロセッサ８２からの
マスクを合成画像に適用する。使用されるマスクは、最
も多いのはＣＳＦである不要な組織を隠すマスクであ
る。可視化マスクプロセッサ８２は、好ましくは、目標
とするマスクを上記で説明したのと本質的に同じ方式で
生成する。随意選択的であるが、既に生成されたマスク
は、マスクメモリ１１４から単にアクセスするだけであ
る。しかし、代替実施形態においては、可視化に使用さ
れるマスクがバイナリでない可能性がある。すなわち、
オン及びオフの極値の間で多くのグレースケール値を持
つマスクが生成されるように、閾値手順が随意選択的に
実施される。従って、ある中間範囲又は中間の複数範囲
内で測定される信号強度をもつピクセルは、適当な中間
のグレー値又は中間の複数のグレー値に数量化される。
この技術は、別名グレースケールマスキング又は形状マ
スキングとして知られている。このようにして、過度に
輪郭がはっきりした縁部又は境界のない改良された可視
化のために、組織間の遷移は、緩められるか又は若干ぼ
やかすことができる。代わりに、滑らかさを改善し、ド
ロップアウト（すなわち、消失したピクセル）を減らす
ために、領域成長及び／又は形態学的フィルタリングな
どの他の技術を使用することができる。
はＣＳＦ）の可視化を改善するために、画像発生器８０
は、随意選択的に、可視化マスクプロセッサ８２からの
マスクを合成画像に適用する。使用されるマスクは、最
も多いのはＣＳＦである不要な組織を隠すマスクであ
る。可視化マスクプロセッサ８２は、好ましくは、目標
とするマスクを上記で説明したのと本質的に同じ方式で
生成する。随意選択的であるが、既に生成されたマスク
は、マスクメモリ１１４から単にアクセスするだけであ
る。しかし、代替実施形態においては、可視化に使用さ
れるマスクがバイナリでない可能性がある。すなわち、
オン及びオフの極値の間で多くのグレースケール値を持
つマスクが生成されるように、閾値手順が随意選択的に
実施される。従って、ある中間範囲又は中間の複数範囲
内で測定される信号強度をもつピクセルは、適当な中間
のグレー値又は中間の複数のグレー値に数量化される。
この技術は、別名グレースケールマスキング又は形状マ
スキングとして知られている。このようにして、過度に
輪郭がはっきりした縁部又は境界のない改良された可視
化のために、組織間の遷移は、緩められるか又は若干ぼ
やかすことができる。代わりに、滑らかさを改善し、ド
ロップアウト（すなわち、消失したピクセル）を減らす
ために、領域成長及び／又は形態学的フィルタリングな
どの他の技術を使用することができる。
【００４３】好ましい実施形態において、係数メモリ８
４は、好ましくは経験から計算されるか又は実験から前
もって決められ、随意選択的に操作者が調整できる一対
の異なる組織固有係数（例えば、脳組織係数及びＣＳＦ
係数）を記憶している。該係数は、磁化の再成長がそれ
ら係数の対応する組織タイプで起こる方式、又は、起こ
る速さに関係する。該係数は、画像発生器８０によって
実行される画像合成において掛け算用振幅修正係数とし
て画像発生器８０により使用され、それぞれの係数が適
切な組織タイプに対応するピクセルの合成において適用
される。すなわち、各ピクセルに対する組織タイプは、
関連するマスク又は他のものから判断される。従って、
識別された組織タイプの特定ピクセルが画像発生器８０
によって合成される時、対応する組織固有係数は、係数
メモリ８４からアクセスされ、そのピクセル合成におけ
る掛け算用係数として適用される。該係数はまた、随意
選択的に、複素位相係数を決める時にも同様に使用され
る。
４は、好ましくは経験から計算されるか又は実験から前
もって決められ、随意選択的に操作者が調整できる一対
の異なる組織固有係数（例えば、脳組織係数及びＣＳＦ
係数）を記憶している。該係数は、磁化の再成長がそれ
ら係数の対応する組織タイプで起こる方式、又は、起こ
る速さに関係する。該係数は、画像発生器８０によって
実行される画像合成において掛け算用振幅修正係数とし
て画像発生器８０により使用され、それぞれの係数が適
切な組織タイプに対応するピクセルの合成において適用
される。すなわち、各ピクセルに対する組織タイプは、
関連するマスク又は他のものから判断される。従って、
識別された組織タイプの特定ピクセルが画像発生器８０
によって合成される時、対応する組織固有係数は、係数
メモリ８４からアクセスされ、そのピクセル合成におけ
る掛け算用係数として適用される。該係数はまた、随意
選択的に、複素位相係数を決める時にも同様に使用され
る。
【００４４】別の好ましい実施形態において、本発明
は、フェイズドアレーＲＦコイルと共に実施される。こ
の実施形態においては、ＲＦコイルのフェイズドアレー
の各コイルから獲得された生データが収集され、メモリ
に記憶される。その後で、生データは、複素数領域で合
成されるか、そうでなければ、必要に応じて操作するこ
とができる。図１でボア型磁石が示されているが、本発
明がオープン型磁石の各システムやＭＲＩスキャナの公
知の他の各タイプにも等しく適用できることを理解され
たい。
は、フェイズドアレーＲＦコイルと共に実施される。こ
の実施形態においては、ＲＦコイルのフェイズドアレー
の各コイルから獲得された生データが収集され、メモリ
に記憶される。その後で、生データは、複素数領域で合
成されるか、そうでなければ、必要に応じて操作するこ
とができる。図１でボア型磁石が示されているが、本発
明がオープン型磁石の各システムやＭＲＩスキャナの公
知の他の各タイプにも等しく適用できることを理解され
たい。
【図１】本発明の態様に従う磁気共鳴画像スキャナの概
略図である。
略図である。
【図２】本発明の態様に従う位相修正プロセッサの概略
図である。
図である。
１０ 磁場制御装置 １２ 主磁石 １４ 検査領域 ２０ 勾配増幅器 ２２ 勾配コイルアセンブリ ２４ 送信器 ２６ 全身用ＲＦコイル ３０ 受信器 ４０ 生データ、シーケンス制御装置 ５０ ｋ空間 ６０ ２次元フーリエ変換 ７０ 複素画像データ ８０ 画像発生器 ８２ 可視化マスクプロセッサ ８４ 係数メモリ ９０ 合成画像メモリ ９２ ビデオプロセッサ ９４ ビデオモニタ １００ 位相修正プロセッサ Ａ ＭＲＩスキャナ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ディヴィッド エル フォクサル アメリカ合衆国 オハイオ州 44060 メ ントー キャスリーン ドライヴ 9295 (72)発明者 フランシス エイチ ベアデン アメリカ合衆国 オハイオ州 44087 ト ゥウィンズバーグ セイレン コート 9975 Ｆターム(参考） 4C096 AB07 AB08 AC01 AD06 AD12 BA05 CC06 DA06 DB09 DC05 DC33
Claims (10)
- 【請求項１】 （ａ）被験体をＭＲＩスキャナ（Ａ）の
検査領域（１４）に支持する段階と、 （ｂ）前記被験体に正味の磁化を持つスピン系を設定す
る段階と、 （ｃ）前記ＭＲＩスキャナを通して前記被験体の選択さ
れた容積における前記スピン系の磁化を反転するＲＦ反
転パルスを加え、前記磁化が再成長する時に前記選択さ
れた容積内の領域系列からＭＲ信号を獲得することによ
る、前記領域系列が前記ＲＦ反転パルスに関して第１の
時間的順序で獲得される、第１セットの生データを生成
する段階と、 （ｄ）前記ＲＦ反転パルスを再び加え、前記磁化が再成
長する時に前記選択された容積内の前記領域系列からＭ
Ｒ信号を獲得することによる、前記領域系列が前記ＲＦ
反転パルスに関して前記第１の時間的順序と異なる第２
の時間的順序で獲得される、第２セットの生データを生
成する段階と、 （ｅ）前記生データの第１及び第２セットから、複素画
像データの第１及び第２セットを各々生成する段階と、 （ｆ）複素位相修正係数を決める段階と、 （ｇ）前記第１及び第２セットの複素画像データを互い
に位相を一致させるために、前記第１及び第２セットの
複素画像データのうちの１つ又は両方に、前記複素位相
修正係数を適用する段階と、 （ｈ）前記位相を一致させられた第１及び第２セットの
複素画像データのピクセル単位の複素合成を通じて生成
される合成画像を生成する段階と、を含むことを特徴と
する、磁気共鳴画像化の方法。 - 【請求項２】 前記方法は、 （ｉ）前記合成画像の複素データ値によって表される各
ピクセルに対してマグニチュードを計算することによ
り、前記合成画像から合成画像マグニチュードを得る段
階と、 （ｊ）識別された第１のピクセルタイプの可視化を実質
的にゼロにする一方で、識別された第２のピクセルタイ
プの可視化を実質的に変更せずに残すマスクを生成する
段階と、 （ｋ）前記マスクを前記合成画像マグニチュード又は前
記合成画像のうちの１つに適用する段階と、を更に含む
ことを特徴とする請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 前記マスクの生成は、 複素数値を持つピクセルを備える得られる複素マスク画
像を達成するために、前記位相が一致した第１及び第２
セットの複素画像データ上で、複素数加算及び複素数減
算から成る演算グループから選択される演算を実行する
段階と、 前記複素マスク画像における各複素数値ピクセルに対し
てマグニチュードを計算することによってマグニチュー
ドマスク画像を生成する段階と、 規定された閾値範囲にある値を持つピクセルがそれぞれ
の前記閾値範囲に対応する数量化された値に設定される
ように前記マグニチュードマスク画像を閾値化する段階
と、を含むことを特徴とする請求項２に記載の方法。 - 【請求項４】 合成画像を生成する前記段階は、前記そ
れぞれのピクセルタイプの前記磁化再成長に関する掛け
算振幅修正係数であるピクセルタイプ固有係数をその固
有係数に対応するピクセルタイプを表していると識別さ
れた各ピクセルに別の係数が適用されるように、複素画
像データの前記第１及び第２セットの前記複素合成に関
連して、適用する段階を更に含むことを特徴とする請求
項１から請求項３のいずれか１項に記載の方法。 - 【請求項５】 複素位相修正係数を決める前記段階は、
反復決定手順であり、その各反復は、前記複素位相修正
係数の値を推定する段階と、前記推定値を使って前記複
素位相係数を前記第１及び第２セットの複素画像データ
のうちの１つ又は両方に適用する段階と、前記第１及び
第２セットの複素画像データのピクセル単位の複素合成
を通じて生成される試行的合成画像を生成する段階と、
達成された位相一致化の量を判断するために前記試行的
合成画像を評価する段階とを含むことを特徴とする請求
項１から請求項４のいずれか１項に記載の方法。 - 【請求項６】 画像化される被験体が置かれている検査
領域（１４）を通る実質的に均一で定常な主磁場を生成
する主磁石（１２）と、 前記主磁場に前記検査領域（１４）を横切る磁気勾配を
生み出す磁気勾配発生器と、 前記検査領域（１４）に近接するＲＦコイル（２６）を
駆動するＲＦ送信器（２４）を含む送信装置と、 前記対象物からの検出可能な磁気共鳴信号を含むＮＳ−
ＩＲシーケンスを生み出すために、前記磁気勾配発生器
及び前記送信装置を操作するシーケンス制御装置（４
０）と、 前記ＮＳ−ＩＲからのＲＦ反転パルスによって励起され
た前記対象物の選択された容積からの、前記ＲＦ反転パ
ルスに関して第１の時間的順序で獲得される領域系列を
表す、第１セットの生データと、前記第１の時間的順序
と異なる第２の時間的順序で獲得される同じ領域系列を
表す第２セットの生データとを得るために前記磁気共鳴
信号を受信して復調する受信器（３０）を含む受信装置
と、 前記第１及び第２セットの生データが、各々、第１及び
第２セットのｋ空間データとして中に再格納されるｋ空
間記憶装置（５０）と、 複素画像データ記憶装置（７０）内に読み込まれる第１
及び第２セットの複素画像データを生成するために、前
記第１及び第２セットのｋ空間データに再構成アルゴリ
ズムを各々適用する再構成プロセッサ（６０）と、 前記第１及び第２セットの複素画像データを互いに位相
を一致させるために、前記第１及び第２セットの複素画
像データのうちの１つ又は両方の上で演算する位相修正
プロセッサ（１００）と、 前記位相が一致した第１及び第２セットの複素画像デー
タを合成画像データに合成する画像発生器（８０）と、 前記画像発生器(８０）から出力されるデータからの前
記対象物に対して人が見ることのできる画像表示を生み
出す出力装置(９４）と、を含むことを特徴とする、磁
気共鳴画像化装置。 - 【請求項７】 前記画像発生器(８０）は、前記第１及
び第２セットの複素画像データの複素数合計計算をピク
セル単位を基本に実行し、次に、得られた各複素数値ピ
クセルに対してそのマグニチュードを決めることにより
前記合成画像データを生成するようになっていることを
特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴画像化装置。 - 【請求項８】 前記装置は、識別された第１のピクセル
タイプを実質的にゼロにする一方で識別された第２のピ
クセルタイプを実質的に不変のまま残す、前記画像発生
器（８０）により前記合成画像データと掛け合わされ
る、マスクを生成するようになっているマスク発生器
（８２）を更に含むことを特徴とする請求項７に記載の
磁気共鳴画像化装置。 - 【請求項９】 前記マスク発生器(８２）は、 複素数値を持つピクセルを備えた得られる複素マスク画
像を達成するために、前記第１及び第２セットの複素画
像データ上で複素数加算及び複素数減算から成る演算グ
ループから選択される演算を実行する段階と、 前記複素マスク画像の各複素数値ピクセルに対してマグ
ニチュードを計算することによりマグニチュードマスク
画像を生成する段階と、 規定された閾値範囲内の値を持つピクセルがそれぞれの
前記閾値範囲に対応する数量化された値に設定されるよ
うに、前記マグニチュードマスク画像を閾値化する段階
と、により前記マスクを生成するようになっていること
を特徴とする請求項８に記載の磁気共鳴画像化装置。 - 【請求項１０】 前記ピクセルタイプに対する前記磁化
再成長に関する掛け算振幅修正係数であるピクセルタイ
プ固有係数を記憶する係数メモリ（８４）を更に含み、 前記画像発生器（８０）は、前記係数メモリ（８４）に
アクセスし、前記ピクセルタイプ固有係数を得て、前記
固有係数が対応する前記ピクセルタイプを表していると
識別された各ピクセルに別の係数が適用されるように前
記第１及び第２セットの複素画像データの複素合成に関
連して前記ピクセルタイプ固有係数を適用する、ことを
特徴とする請求項６から請求項９のいずれか１項に記載
の磁気共鳴画像化装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US19379800P | 2000-03-31 | 2000-03-31 | |
| US60/193798 | 2000-03-31 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002000581A true JP2002000581A (ja) | 2002-01-08 |
Family
ID=22715046
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2001137944A Pending JP2002000581A (ja) | 2000-03-31 | 2001-03-30 | 磁気共鳴画像化を使用して得られた複素画像の合成 |
Country Status (5)
| Country | Link |
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