(57)【特許請求の範囲】
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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ｎ１／２  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ＥＰＩ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ＧＳ  とし、Ｘ軸方向のそれを読出し用傾斜磁場ＧＲ  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ＧＥ  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２１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４２、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４５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ＥＰＩ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ＧＳ  のパルスが傾斜磁場電源４から傾斜磁場コイル３ｚ、３ｚを介して印加され、この傾斜磁場ＧＳ  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ＧＲ  のパルスが傾斜磁場コイル３ｘ，３ｙを介して印加開始される。この読出し用傾斜磁場ＧＲ  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ＧＲ  の極性反転毎に、位相エンコード用傾斜磁場
ＧＥ  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ＧＲ  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  、…Ｓｎ  、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ＣＰＵ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・Ｓｉｍａｇ；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、Ｖｉｍａｇ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１０５）。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】
0003557286.tif 000002
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Ｖａｂｓ  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ＦａｓｔＳＥ（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ＥＰＩ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  Ｏｘｙｇａｎａｔｉｏｎ  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
【図１】
0003557286.tif 000003
【図２】
0003557286.tif 000004
【図３】
0003557286.tif 000005
【図４】
0003557286.tif 000006
【図５】
0003557286.tif 000007
【図６】
0003557286.tif 000008
【図７】
0003557286.tif 000009
【図８】
0003557286.tif 000010
【図９】
0003557286.tif 000011