(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体から収集したＭＲ信号をｋ空間上に複素数データとして配置し、前記ｋ空間上のデータからＭＲ画像を生成するＭＲ画像生成方法において、
前記ｋ空間上の低周波成分のデータから絶対値画像を再構成し、前記ｋ空間上の高周波成分のデータからリアル成分画像を再構成し、前記絶対値画像及びリアル成分画像を加算して前記ＭＲ画像を生成することを特徴としたＭＲ画像生成方法。
【請求項２】
前記ｋ空間を複数のセグメント領域に分割して行うスキャン法を用いるＭＲイメージングに適用するＭＲ画像生成方法であって、前記低周波成分及び高周波成分は前記セグメント領域の分割位置に対応して分離されている請求項１記載のＭＲ画像生成方法。
【請求項３】
前記スキャン法は高速ＳＥ法である請求項２記載のＭＲ画像生成方法。
【請求項４】
前記絶対値画像を再構成する処理は、前記ｋ空間上の前記低周波成分のデータをそのまま残すとともに、その他の成分を零として第１のｋ空間データを形成し、この第１のｋ空間データをフーリエ変換する処理であり、前記リアル成分画像を再構成する処理は、前記ｋ空間上の前記高周波成分のデータをそのまま残すとともに、その他の成分を零として第２のｋ空間データを形成し、この第２のｋ空間データをフーリエ変換する処理である請求項１記載のＭＲ画像生成方法。
【請求項５】
被検体からＭＲ信号を収集し、このＭＲ信号をｋ空間上に複素数データとして配置し、前記ｋ空間上のデータからＭＲ画像を得るＭＲＩ装置において、
前記ｋ空間上の低周波成分のデータから絶対値画像を再構成する手段と、
前記ｋ空間上の高周波成分のデータからリアル成分画像を再構成する手段と、
前記絶対値画像及びリアル成分画像を加算して前記ＭＲ画像を生成する手段と、を備えたことを特徴としたＭＲＩ装置。
【請求項６】
前記ＭＲ信号は、前記ｋ空間を複数のセグメント領域に分割して行うスキャン法により収集されるＭＲ信号であって、
前記低周波成分及び高周波成分は前記セグメント領域の分割位置に対応して分離されている請求項１記載のＭＲＩ装置。
【請求項７】
前記スキャン法は高速ＳＥ法である請求項６記載のＭＲＩ装置。
【請求項８】
前記絶対値画像を再構成する手段は、前記ｋ空間上の前記低周波成分のデータをそのまま残すとともに、その他の成分を零として第１のｋ空間データを形成し、この第１のｋ空間データをフーリエ変換する手段であり、
前記リアル成分画像を再構成する手段は、前記ｋ空間上の前記高周波成分のデータをそのまま残すとともに、その他の成分を零として第２のｋ空間データを形成し、この第２のｋ空間データをフーリエ変換する手段である請求項５記載の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、とくに複素数として取り扱われるＭＲデータの絶対値データとリアル成分（実部）データとを混合して１画像をつくるようにしたハイブリッド構成のＭＲ画像生成方法及びＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
一般に、被検体中の原子核スピンの磁気共鳴現象を利用した磁気共鳴イメージングでは、収集されたＭＲ信号は直交検波器を用いて位相検波され、実部データ及び虚部データの複素数データとして処理される。
【０００３】
ＭＲ信号を収集するＭＲＩ装置にはハードウエア的に完全には除去困難な磁場不均一性などの問題があり、ピクセル間でのＭＲ信号の位相誤差の原因になっている。
【０００４】
この位相誤差は画像むらを引き起こすので、通常、複素数データであるＭＲ信号の絶対値を演算し、絶対値に拠る画像（絶対値画像）を表示して画像むらの低減を図っている。
【０００５】
一方、スピンエコー（ＳＥ）法によりＭＲ信号を収集する場合、上述した磁場不均一性の影響はかなりキャンセルされる。したがって、実部データのみを使った画像（リアル成分画像）であっても、渦電流の影響が無ければ、空間的に十分均一な画像となり、画像むらも少ない。渦電流の影響はハードウエアの調整やソフトウエアによる位相補正処理により低減できる。
【０００６】
リアル成分画像は絶対値画像に比べて、磁場不均一性の影響が表われ易いが、Ｓ／Ｎ比が良く、またモーション（体動）に拠るアーチファクト（ゴースト）が少ないという利点がある。
【０００７】
絶対値画像はリアル成分画像に対して上述とは反対に、磁場不均一性には優れているが、Ｓ／Ｎ比に劣り（元となるＭＲ信号のＳ／Ｎ比が悪い場合にとくに顕著）、モーションアーチファクトが出易く、さらにｋ空間上での位相不連続に因るゴーストが出易いという問題がある。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
上述したように絶対値画像及びリアル成分画像共に利点，欠点が共存し、何れか一方のみの画像では高品質で診断能に優れたものは望めない。
【０００９】
とくに、画像診断上、重要な臓器、組織などの信号はｋ空間上の中心部（低周波部分）に来ることが多いが、リアル成分画像の場合、そのような低周波部分はモーションアーチファクトやゴーストの影響が大きく、誤診の原因になり易いという不都合が指摘されていた。これに対し、高周波成分には比較的ゴーストや磁場不均一性の影響は少ない。
【００１０】
また、リアル成分画像を表示する場合、実際には前述した位相補正処理は必須であり、信号処理の演算負荷増大の一因になっていたのに加え、０次や１次程度の低次の位相補正では十分ではなかった（むらが低減しきれない）。
【００１１】
本発明は上述した従来のＭＲ画像の不都合に鑑みてなされたもので、磁場不均一性に強く、Ｓ／Ｎ比が高く、モーションアーチファクトが少ないＭＲ画像生成方法及びＭＲＩ装置を提供することを、その目的とする。さらに、本発明は上記目的に加え、ｋ空間上でのＭＲデータの位相不連続に因るゴーストを減らすことができるＭＲ画像生成方法及びＭＲＩ装置を提供することを目的とする。
【００１２】
【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、被検体から収集したＭＲ信号をｋ空間上に複素数データとして配置し、前記ｋ空間上のデータからＭＲ画像を生成する方法であって、前記ｋ空間上の低周波成分のデータから絶対値画像を再構成し、前記ｋ空間上の高周波成分のデータからリアル成分画像を再構成し、前記絶対値画像及びリアル成分画像を加算して前記ＭＲ画像を生成することを特徴とする。
【００１３】
例えば、この生成方法は、前記ｋ空間を複数のセグメント領域に分割して行うスキャン法を用いるＭＲイメージングに適用するＭＲ画像生成方法とし、前記低周波成分及び高周波成分は前記セグメント領域の分割位置に対応して分離されている。例えば、前記スキャン法は高速ＳＥ法である。
【００１４】
さらに、好適な態様では、前記絶対値画像を再構成する処理は、前記ｋ空間上の前記低周波成分のデータをそのまま残すとともに、その他の成分を零として第１のｋ空間データを形成し、この第１のｋ空間データをフーリエ変換する処理であり、前記リアル成分画像を再構成する処理は、前記ｋ空間上の前記高周波成分のデータをそのまま残すとともに、その他の成分を零として第２のｋ空間データを形成し、この第２のｋ空間データをフーリエ変換する処理である。
【００１５】
上記目的を達成するため、本発明のＭＲＩ装置は、被検体からＭＲ信号を収集し、このＭＲ信号をｋ空間上に複素数データとして配置し、前記ｋ空間上のデータからＭＲ画像を得るＭＲＩ装置であり、前記ｋ空間上の低周波成分のデータから絶対値画像を再構成する手段と、前記ｋ空間上の高周波成分のデータからリアル成分画像を再構成する手段と、前記絶対値画像及びリアル成分画像を加算して前記ＭＲ画像を生成する手段と、を備えたことを特徴とする。
例えば、前記ＭＲ信号は、前記ｋ空間を複数のセグメント領域に分割して行うスキャン法により収集されるＭＲ信号であって、前記低周波成分及び高周波成分は前記セグメント領域の分割位置に対応して分離されている。前記スキャン法は、例えば高速ＳＥ法である。前記絶対値画像を再構成する手段は、前記ｋ空間上の前記低周波成分のデータをそのまま残すとともに、その他の成分を零として第１のｋ空間データを形成し、この第１のｋ空間データをフーリエ変換する手段であり、前記リアル成分画像を再構成する手段は、前記ｋ空間上の前記高周波成分のデータをそのまま残すとともに、その他の成分を零として第２のｋ空間データを形成し、この第２のｋ空間データをフーリエ変換する手段である。
【００１６】
【作用】
本発明に係るＭＲ画像生成方法によれば、複素数データとして取り扱われる、被検体から収集された２チャンネルのデータがエンコード量に応じてｋ空間上に配置され、このデータからＭＲ画像が生成される。具体的には、前記ｋ空間上の低周波成分のデータから絶対値画像が再構成され、前記ｋ空間上の高周波成分のデータからリアル成分画像が再構成され、前記絶対値画像及びリアル成分画像の画素値を加算して前記ＭＲ画像が生成される。
また、本発明に係るＭＲＩ装置によれば、複素数データとして取り扱われる２チャンネルのデータが被検体から収集され、このデータがエンコード量に応じてｋ空間上に配置され、このデータからＭＲ画像が生成される。具体的には、前述と同様に、前記ｋ空間上の低周波成分のデータから絶対値画像が再構成され、前記ｋ空間上の高周波成分のデータからリアル成分画像が再構成され、前記絶対値画像及びリアル成分画像の画素値を加算して前記ＭＲ画像が生成される。
【００１７】
【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。
【００１８】
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。
【００１９】
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。
【００２０】
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）から例えば高速ＳＥ法に係るギャップレスタイプのマルチスライス撮影の収集シーケンス（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。
【００２１】
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。
【００２２】
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、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。
【００２３】
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。
【００２４】
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。
【００２５】
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。
【００２６】
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。
【００２７】
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１１に読み込まれる。
【００２８】
続いて、この実施例の作用効果を説明する。
【００２９】
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からギャップレスのマルチスライス撮像に係る高速ＳＥ法の収集シーケンスが指令されると、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。なお、ここでの高速ＳＥ法のエコー数は「５」とし、図４に示す如くｋ空間を、その位相エンコードｋｙ  方向の等分割点で５分割したセグメント領域ＳＧ１〜ＳＧ５の各々に、各エンコード信号が配置されるものとする。
【００３０】
最初に、スライス用傾斜磁場ＧＳ  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  が一定値まで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、被検体のマルチスライス面の中の一つを形成する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。
【００３１】
次いで、ｋ空間上の所定数のセグメント領域（ここでは５分割を採用）の中の最初のセグメント領域、例えばＳＧ１の各エンコード位置に対応した位相エンコード用傾斜磁場ＧＥ  が傾斜磁場電源４から傾斜磁場コイル３ｙ、３ｙを介して被検体Ｐに印加される。これにより、スライス面内の原子核スピンはエンコード方向の位置に応じた位相だけ回転する。
【００３２】
次いで、上述と同様に、スライス用傾斜磁場ＧＳ  とともに第１の１８０゜ＲＦパルスＰ１  （リフォーカスパルス）が印加される。これにより、原子核スピンが１８０度、ｙ′軸の回りに回転し、その後、第１のスピンエコー信号Ｓ１  が生成される。このとき、読出し用傾斜磁場ＧＲ  が傾斜磁場コイル３ｘ、３ｘを介して印加されており、第１のスピンエコー信号Ｓ１  は、その傾斜磁場ＧＲ  の立上がり期間中に高周波コイル７を介して収集される。
【００３３】
この後、２番目のエンコード用セグメント領域、例えばＳＧ２内のエンコード位置に対応した位相エンコード用傾斜磁場ＧＥ  が印加される。そして、上述と同様に、第２の１８０゜ＲＦパルスＰ２  がスライス用傾斜磁場パルスＧＳ  と共に印加され、第２のスピンエコー信号Ｓ２  が生成される。この第２のスピンエコー信号Ｓ２  は読出し用傾斜磁場ＧＲ  の印加と共に、高周波コイル７を介して収集される。さらに、同様にして、第３〜第５のスピンエコー信号Ｓ３  〜Ｓ５  もセグメント領域ＳＧ３〜ＳＧ５に対して各々、収集される。
【００３４】
以上の１つの９０゜ＲＦパルスに対するシーケンスは、１ショット分繰り返される。
【００３５】
この一連のシーケンスにより受信されたスピンエコー信号Ｓ１  、Ｓ２  、…Ｓ５  、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、ｋ空間のセグメント領域ＳＧ１〜ＳＧ５毎に位相エンコード量に応じて配置される。
【００３６】
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４に示す、１点鎖線で囲んだ部分的に示す処理を行う。
【００３７】
すなわち、ｋ空間に位相エンコード量に応じて配置された２次元のエコーデータの内、零エンコード位置ｋｙ  ＝０を含む中心部のセグメント領域ＳＧ３のエコーデータＳｌ  （ｋｘ  ，ｋｙ  ）を切り出すとともに、残りのセグメント領域ＳＧ１，ＳＧ２，ＳＧ４，ＳＧ５に対応するｋ空間上のエコーデータＳｈ  （ｋｘ  ，ｋｙ  ）の位置には「零（＝０）」を詰めてｋ空間の２次元データを新たに作成する（図４ステップＳ１）。なお、このとき、トランケーションアーチファクトを除去するために、適宜なウインドウを掛けてもよい。
【００３８】
次いで演算ユニット１０は、ステップＳ１で新たに作成したｋ空間上の２次元エコーデータに２次元フーリエ変換を施し、実時間上の画像Ｖｌ  （ｘ，ｙ）を再構成する。この画像Ｖｌ  （ｘ，ｙ）は実部データ、虚部データの２チャンネルで成る。
【００３９】
次いで、演算ユニット１０は、再構成した２次元画像Ｖｌ  （ｘ，ｙ）の各画素のデータの絶対値を各々演算し、絶対値画像Ｉａｂｓ  ＝｜Ｖｌ  （ｘ，ｙ）｜を作成する（ステップＳ３）。
【００４０】
これに対し、演算ユニット１０は中心部以外の４つのセグメント領域ＳＧ１，ＳＧ２，ＳＧ４，ＳＧ５のエコーデータＳｈ  （ｋｘ  ，ｋｙ  ）の各々について、そのリアル成分のみを求めるため、ステップＳ４〜Ｓ７の処理を順次行う。
【００４１】
まず、エコーデータＳｈ  （ｋｘ  ，ｋｙ  ）の各々に対して、０次，１次の低次の位相補正が行われる（ステップＳ４）。これにより、画素間のある程度大きな位相誤差が補償される。なお、この位相補正は必ずしも行わなくてもよい。またなお、演算負荷の増加が特に問題にならないときは、この段階で、ＤＣ成分の除去処理を上記位相補正と併用で、又は単独で行うこともできる。
【００４２】
さらに、セグメント領域ＳＧ１，ＳＧ２，ＳＧ４，ＳＧ５のエコーデータＳｈ  （ｋｘ  ，ｋｙ  ）を切り出すとともに、真中のセグメント領域ＳＧ３の位置には零詰めした新たなｋ空間上の２次元エコーデータが演算で、作成される（ステップ５）。新たなエコーデータは次いで２次元フーリエ変換され、実時間上のもう一方の２次元画像Ｖｈ  （ｘ，ｙ）に再構成される（ステップＳ７）。この画像Ｖｈ  （ｘ，ｙ）も前述した直交検波に拠って、実部データと虚部データの２チャンネルで成る。
【００４３】
そこで、この複素数データで成る画像Ｖｈ  （ｘ，ｙ）のデータから実部データのみが選択される（ステップＳ７）。これにより、リアル成分画像Ｉｒｅａｌ＝「ｒｅａｌ  ｐａｒｔ  ｏｆ  Ｖｈ  （ｘ，ｙ）」が得られる。
【００４４】
このように絶対値画像Ｉａｂｓ  リアル成分画像Ｉｒｅａｌが作成されると、演算ユニット１０は最後に両画像Ｉａｂｓ  ，Ｉｒｅａｌを画素毎に画素値を加算し、最終的な２次元ＭＲ画像Ｉ（ｘ，ｙ）＝｜Ｖｌ  （ｘ，ｙ）｜＋「ｒｅａｌ  ｐａｒｔ  ｏｆ  Ｖｈ  （ｘ，  ｙ）」が得られる。
【００４５】
以上の如く、本実施例ではエコーデータを配置したｋ空間上の位相エンコードｋｙ  方向の中心部（低周波部分）については絶対値画像を再構成し、その周辺部（高周波部分）についてはリアル成分画像を再構成し、両者を画素毎に加算して最終画像が作られる。これにより、画像の大局的な濃度分布を決めるのに支配的なｋ空間上の中心部は絶対値画像となり、絶対値画像の有利さを継承できる。一方、ｋ空間上の周辺部はリアル成分画像となり、リアル成分画像自体の有利さを継承できる。したがって、このようにハイブリッドされたＭＲ画像によれば、従来のリアル成分のみの画像に比べて磁場不均一性に強いことから、位相誤差が少なく、濃度むらが改善されるとともに、従来の絶対値のみの画像に比べて、Ｓ／Ｎ比も良く、モーションアーチファクトも少ないことから、画像歪も少なくなるという、従来では相反する利点が同時に得られる。
【００４６】
また、上記実施例のようにイメージングのパルスシーケンスとして高速ＳＥ法を使ったｋ空間分割スキャンの場合、ｋ空間上でのエコー接続部における不連続性に起因した位相誤差に因るゴーストを低減でき、この点でも画像歪改善に寄与する。なお、この分割スキャン時のゴースト低減の利点は、イメージング用パルスシーケンスとしてＧＲＡＳＥ法，ＥＰＩ法などを使ったときも同様に得られる。
【００４７】
さらに、従来のようにリアル成分画像のときは、位相補正は全画素に対し不可欠であったが、本実施例によれば、ｋ空間上の周辺部のエコーデータに対して、それも必要時のみに施せば済むから、エコーデータ収集後の演算負荷の著しい軽減にもなる。
【００４８】
さらに、本実施例ではフーリエ変換の処理前に作成する２次元エコーデータの各々には、データが入っていないエンコード位置に零を詰めて、ｋ空間上のマトリクスサイズを同一にしている。このため、フーリエ変換後の再構像のマトリクスサイズも互いに同じになり、画像の補間処理が不要になる。勿論、上記零詰めを行わないで、切り出したサイズのままフーリエ変換を行い、その後の再構成画像で補間処理により同一マトリクスに設定してもよい。
【００４９】
なお、本発明のＭＲ画像生成方法及びＭＲＩ装置は、上述した高速ＳＥ法に依る場合に限定されず、ｋ空間上のエコーデータを配置し、この配置データからＭＲ画像を再構成する方法及び装置に適用できる。ｋ空間上における低周波域、高周波域は、例えば前述の如くの高速ＳＥ法によるｋ空間分割スキャンの場合、エコー信号に応じたセグメント領域の切れ目を利用して分離するのが好適である。ｋ空間分割スキャン法を採用していない場合、かかる低周波域及び高周波域は位相エンコードｋｙ  方向及びリードｋｘ  方向の各々について任意の位置で分離してよい。通常、ｋ空間でのデータ連続性は位相エンコードｋｙ  方向の方がリードｋｘ  方向（周波数エンコード方向）よりも低いので、位相エンコード方向で分割するのが好適である。
【００５０】
さらに、高速ＳＥ法を利用する場合のエコー数も上述した「５エコー」に限定されず、任意である。
【００５１】
さらにまた、高速ＳＥ法を用いた場合、生成されるスピンエコー信号を収集する順番と、このスピンエコー信号を配置するｋ空間上のセグメント領域の順番とは必ずしも上述した実施例のものに限定されることなく任意であり、例えば最初のスピンエコー信号Ｓ１を中心部のセグメント領域ＳＧ３にエンコード量に応じて配置するようにしてもよい。
【００５２】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明に係る画像生成方法及びＭＲＩ装置によれば、ｋ空間上のデータの内、中心部の低周波成分を絶対値画像として再構成し、その周辺部の高周波成分をリアル成分画像として再構成し、両者を加算して最終のＭＲ画像とするハイブリッド構成の手法を採用したので、磁場不均一性に強く、画像むらが減少するとともに、Ｓ／Ｎ比も良く、またモーションアーチファクトが少なくて画像歪も減少するという効果が同時に得られる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を実施する一実施例に係る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高速ＳＥ法の一例を示すパルスシーケンスの図。
【図４】ｋ空間上のセグメント領域の様子及び演算ユニットでのハイブリッド構成による処理を示すフローチャート的説明図。
【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】
0003548630.tif 000002
【図２】
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【図３】
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【図４】
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