JPH09509A - Ｍｒ画像生成方法及びｍｒｉ装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】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画像を提供する。さら
に、それに加え、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画像を提供す
る。 【構成】複素数データとして取り扱われる２チャンネル
のＭＲデータを被検体から収集し、このＭＲデータをエ
ンコード量に応じてｋ空間上に配置し、この配置データ
からＭＲ画像を得る。この際、ｋ空間上の設定値よりも
低い低周波成分のＭＲデータＳ_l （ｋ_x ，ｋ_y ）から絶
対値画像Ｉ_abs を再構成し、ｋ空間上の設定値以上の高
周波成分のＭＲデータＳ_h （ｋ_x ，ｋ_y ）からリアル成
分画像Ｉ_realを再構成し、絶対値画像Ｉ_abs 及びリアル
成分画像Ｉ_realを画素毎にその画素値を加算してＭＲ画
像Ｉ（ｘ，ｙ）を生成する。

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、複素数データとして
取り扱われる２チャンネルのＭＲデータを被検体から収
集し、このＭＲデータをエンコード量に応じてｋ空間上
に配置し、この配置データからＭＲ画像を得る方法であ
り、前記ｋ空間上の設定値よりも低い低周波成分のＭＲ
データから絶対値画像を再構成し、前記ｋ空間上の前記
設定値以上の高周波成分のＭＲ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画
素毎にその画素値を加算して前記ＭＲ画像を生成する。

【００１３】例えば、この生成方法は、前記ｋ空間を分
割した複数のセグメント領域の各領域毎に異なるＭＲエ
コーデータを配置するスキャン法を使う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。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、前記低周波成分のＭＲデータを前
記ｋ空間から切り出すとともに、切り出さない成分に対
するｋ空間上の位置には零詰め処理設定をしてマトリッ
クスサイズの第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、前記高周波成分のＭＲ
データを前記ｋ空間から切り出すとともに、切り出さな
い成分に対するｋ空間上の位置には零詰め処理をして設
定マトリックスサイズの第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、複素数データとして取り扱われる２チャンネル
のＭＲデータを被検体から収集する手段と、このＭＲデ
ータをエンコード量に応じてｋ空間上に配置する手段と
を有し、この配置データからＭＲ画像を得るようにした
装置であり、前記ｋ空間上の設定値よりも低い低周波成
分のＭＲデータから絶対値画像を再構成する手段と、前
記ｋ空間上の前記設定値以上の高周波成分のＭＲ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画素毎にその画素値を加算して
前記ＭＲ画像を生成する手段とを備えた。

【００１６】

【作用】本発明のＭＲ画像生成方法及び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
ＭＲデータが被検体から収集され、このＭＲデータがエ
ンコード量に応じてｋ空間上に配置され、この配置デー
タからＭＲ画像がつくられる。具体的には、前記ｋ空間
上の設定値よりも低い低周波成分のＭＲデータから絶対
値画像が再構成され、前記ｋ空間上の設定値以上の高周
波成分のＭＲ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が画素毎にその画素
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。

【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。

【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
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ｋ_y 方向の等分割点で５分割したセグメント領域Ｓ
Ｇ１〜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Ｇ_S 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Ｇ_E 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Ｇ_S 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Ｇ_R 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Ｇ_R 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Ｇ_E 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Ｇ_S 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Ｇ_R 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Ｓ
Ｇ３〜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Ｃ
ＰＵ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ｋ_y ＝０を含む中心部のセグメント領域ＳＧ３の
エコーデータＳ_l （ｋ_x ，ｋ_y ）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Ｓ_h （ｋ_x ，ｋ_y）
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Ｖ_l （ｘ，ｙ）
を再構成する。この画像Ｖ_l （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Ｖ_l （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Ｉ_abs ＝｜Ｖ_l （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，Ｓ
Ｇ５のエコーデータＳ_h （ｋ_x ，ｋ_y ）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Ｓ_h （ｋ_x ，ｋ_y ）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Ｓ_h（ｋ_x ，ｋ_y ）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Ｖ_h （ｘ，ｙ）に再構成される（ステップ
Ｓ７）。この画像Ｖ_h（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Ｖ_h
（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Ｉ_real
＝「real part of Ｖ_h （ｘ，ｙ）」が得られる。

【００４４】このように絶対値画像Ｉ_abs リアル成分画
像Ｉ_realが作成されると、演算ユニット１０は最後に両
画像Ｉ_abs ，Ｉ_real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）＝｜Ｖ_l （ｘ，ｙ）｜＋
「real part of Ｖ_h （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ｋ_y 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ＭＲ
Ｉ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ｋ_y 方向及びリードｋ_x 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ｋ_y 方向の方がリードｋ_x 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、本発明によれば、
ｋ空間上のエコーデータの内、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、両者を画素毎に加算して
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

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 複素数データとして取り扱われる２チャ
   ンネルのＭＲデータを被検体から収集し、このＭＲデー
   タをエンコード量に応じてｋ空間上に配置し、この配置
   データからＭＲ画像を得るＭＲ画像生成方法において、 前記ｋ空間上の設定値よりも低い低周波成分のＭＲデー
   タから絶対値画像を再構成し、前記ｋ空間上の前記設定
   値以上の高周波成分のＭＲ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画素毎
   にその画素値を加算して前記ＭＲ画像を生成することを
   特徴としたＭＲ画像生成方法。
2. 【請求項２】 前記ｋ空間を分割した複数のセグメント
   領域の各領域毎に異なるＭＲエコーデータを配置するス
   キャン法を使う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。
3. 【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。
4. 【請求項４】 前記絶対値画像を再構成する処理は、前
   記低周波成分のＭＲデータを前記ｋ空間から切り出すと
   ともに、切り出さない成分に対するｋ空間上の位置には
   零詰め処理をして設定マトリックスサイズの第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、前記高周波成分のＭＲデータを前記ｋ空間から
   切り出すとともに、切り出さない成分に対するｋ空間上
   の位置には零詰め処理をして設定マトリックスサイズの
   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。
5. 【請求項５】 複素数データとして取り扱われる２チャ
   ンネルのＭＲデータを被検体から収集する手段と、この
   ＭＲデータをエンコード量に応じてｋ空間上に配置する
   手段とを有し、この配置データからＭＲ画像を得るよう
   にしたＭＲＩ装置において、 前記ｋ空間上の設定値よりも低い低周波成分のＭＲ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
   前記設定値以上の高周波成分のＭＲ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
   成分画像を画素毎にその画素値を加算して前記ＭＲ画像
   を生成する手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装
   置。