JP3359930B2 - Magnetic resonance imaging - Google Patents
Magnetic resonance imagingInfo
- Publication number
- JP3359930B2 JP3359930B2 JP03521992A JP3521992A JP3359930B2 JP 3359930 B2 JP3359930 B2 JP 3359930B2 JP 03521992 A JP03521992 A JP 03521992A JP 3521992 A JP3521992 A JP 3521992A JP 3359930 B2 JP3359930 B2 JP 3359930B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image data
- resolution image
- magnetic resonance
- low
- area
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴映像装置に係
り、特に被検体内の局所部位に存在する特定原子核のス
ピン密度および化学シフト等の情報を収集して表示する
磁気共鳴映像装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus, and more particularly to a magnetic resonance imaging apparatus for collecting and displaying information such as the spin density and chemical shift of a specific nucleus existing at a local site in a subject.
【０００２】[0002]
【従来の技術】磁気共鳴映像（ＭＲＩ）装置は良く知ら
れているように、固有の磁気モーメントを持つ核が静磁
場中に置かれたときに、特定の周波数の回転高周波磁場
エネルギーを共鳴的に吸収する原理を利用して、物質の
化学的および物理的な微視的情報を磁気共鳴信号の形で
収集し、これを画像再構成する装置である。2. Description of the Related Art As is well known, a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus resonates a rotating high frequency magnetic field energy of a specific frequency when a nucleus having a unique magnetic moment is placed in a static magnetic field. It is a device that collects chemical and physical microscopic information of a substance in the form of a magnetic resonance signal using the principle of absorption into a magnetic resonance signal, and reconstructs the image.
【０００３】生体内に存在する、磁気共鳴信号を発生す
る 1Ｈ、13Ｃおよび31Ｐといった原子核を有する化学物
質は、生体の代謝活動に関与している。特に、31Ｐ（リ
ン）はＰＣｒ（クレアチンリン酸）、ＡＴＰ（アデノシ
ン三リン酸）、ＡＤＰ（アデノシン二リン酸）等の31Ｐ
化合物やＰｉ（無機リン）等として生体内に存在し、種
々のエネルギー代謝（エネルギーの獲得、保存、消費）
に関わっている。これらの物質の密度比や密度分布を計
測することは、生体組織の生理的活性を知る上で極めて
有用である。磁気共鳴映像法によれば、 1Ｈ、23Ｎａお
よび31Ｐといった特定原子核を化合物毎に同定、定量化
することが可能であり、これらを化学シフト画像として
イメージングすることで、化合物毎の空間分布が得られ
る。[0003] Chemical substances having nuclear nuclei, such as 1 H, 13 C and 31 P, which generate magnetic resonance signals and are present in a living body are involved in metabolic activities of the living body. In particular, 31 P (phosphorus) is a compound of 31 P such as PCr (creatine phosphate), ATP (adenosine triphosphate), and ADP (adenosine diphosphate).
Exist in the living body as a compound or Pi (inorganic phosphorus), and various energy metabolism (energy acquisition, storage, consumption)
Are involved. Measuring the density ratio and density distribution of these substances is extremely useful for knowing the physiological activity of living tissue. According to magnetic resonance imaging, specific nuclei such as 1 H, 23 Na and 31 P can be identified and quantified for each compound, and by imaging these as chemical shift images, the spatial distribution of each compound can be obtained. Is obtained.
【０００４】リン化合物の化学シフト画像を用いた診断
においては、例えばプロトン画像とリン化合物の化学シ
フト画像を表示し、両画像を対比して同定、定量化を行
う方法が一般にとられる。リン化合物の磁気共鳴信号は
検出感度がプロトンの磁気共鳴信号に対して１０-5程度
も低く、Ｓ／Ｎが低いため、リン化合物の磁気共鳴信号
を収集する際には、１ボクセル当たりの体積を大きくす
ることで必要なＳ／Ｎを確保している。この結果、リン
化合物の化学シフト画像はプロトン画像と比較して画像
化対象領域内の総ボクセル数が少なくなってしまい、空
間分解能が低下する。In diagnosis using a chemical shift image of a phosphorus compound, for example, a method is generally employed in which a proton image and a chemical shift image of a phosphorus compound are displayed, and the two images are compared and identified and quantified. Since the detection sensitivity of the magnetic resonance signal of the phosphorus compound is lower than that of the magnetic resonance signal of proton by about 10 −5 and the S / N is low, when collecting the magnetic resonance signal of the phosphorus compound, the volume per voxel is low. The required S / N is ensured by increasing. As a result, the total number of voxels in the region to be imaged in the chemical shift image of the phosphorus compound is smaller than that in the proton image, and the spatial resolution is reduced.
【０００５】発明者らが実際にファントムを用いて行っ
た化学シフトイメージングを例にとって、この問題を説
明する。図６に示すように、純水で溶かした２種類の濃
さのリン酸溶液を円環状容器の２つに仕切られた室に入
れたファントムを用意した。このファントムを被検体と
見立て、ある面でスライスして得たプロトン画像を図１
２（ａ）に示す。図１２（ａ）のプロトン画像と同一ス
ライス面のリン化合物の化学シフト画像を従来法によっ
て得ると、図１２（ｂ）に示すようになる。また、両者
画像の位置的対応関係を示すために、図１２（ａ）
（ｂ）に示すようにプロトン画像上に、化学シフト画像
の画像マトリックス（データ収集マトリックス）を表わ
す格子線を表示している。医師は、これら図１２（ｂ）
の化学シフト画像を図１２（ａ）のプロトン画像と対比
させながら同定、定量化を行うことになる。[0005] This problem will be described by taking as an example the chemical shift imaging actually performed by the inventors using a phantom. As shown in FIG. 6, a phantom was prepared in which two different concentrations of phosphoric acid solutions dissolved in pure water were placed in two compartments of an annular container. Fig. 1 shows a proton image obtained by slicing this phantom as a subject and slicing it on a certain surface.
This is shown in FIG. When a chemical shift image of a phosphorus compound on the same slice plane as the proton image of FIG. 12A is obtained by a conventional method, the result is as shown in FIG. 12B. In order to show the positional correspondence between the two images, FIG.
As shown in (b), a grid line representing an image matrix (data collection matrix) of a chemical shift image is displayed on the proton image. The physician can use these
Identification and quantification are performed while comparing the chemical shift image of FIG. 12 with the proton image of FIG.
【０００６】しかしながら、図１２（ｂ）に示されるよ
うに、リン化合物の化学シフト画像は図１２（ａ）のプ
ロトン画像に比較して粗くなっている。前述のようにリ
ン化合物の磁気共鳴信号を収集する際には、Ｓ／Ｎを大
きくする目的で１ボクセル当たりの体積を大きくしてい
るからである。この結果、リン化合物の化学シフト画像
と測定対象物との位置関係を正確に把握することが難し
くなる。However, as shown in FIG. 12 (b), the chemical shift image of the phosphorus compound is coarser than the proton image of FIG. 12 (a). This is because, as described above, when collecting the magnetic resonance signal of the phosphorus compound, the volume per voxel is increased for the purpose of increasing the S / N. As a result, it becomes difficult to accurately grasp the positional relationship between the chemical shift image of the phosphorus compound and the measurement object.
【０００７】[0007]
【発明が解決しようとする課題】上述したように、従来
の技術では化学シフトイメージングの対象物質からの磁
気共鳴信号が一般に微弱であるために、Ｓ／Ｎを大きく
する目的でボクセルを大きくすると、表示される化学シ
フト画像の空間分解能が低くなり、化学シフト画像と測
定対象物との位置関係が明確でなく、化学シフトイメー
ジング対象物質の分布を正確に把握しにくいという問題
があった。As described above, in the prior art, since a magnetic resonance signal from a target substance for chemical shift imaging is generally weak, if a voxel is enlarged for the purpose of increasing S / N, There is a problem that the spatial resolution of the displayed chemical shift image is low, the positional relationship between the chemical shift image and the measurement target is not clear, and it is difficult to accurately grasp the distribution of the chemical shift imaging target substance.
【０００８】本発明は、特定の化学シフト画像のような
低分解濃画像のイメージングにおいて、低分解濃画像と
測定対象物との位置関係が明確に識別できる磁気共鳴映
像装置を提供することを目的とする。SUMMARY OF THE INVENTION It is an object of the present invention to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of clearly identifying the positional relationship between a low-resolution dense image and an object to be measured in imaging of a low-resolution dense image such as a specific chemical shift image. And
【０００９】[0009]
【課題を解決するための手段】上記の課題を解決するた
め、本発明の磁気共鳴映像装置は、被検体の同一位置か
ら相異なる第１の磁気共鳴信号および第２の磁気共鳴信
号を収集する収集手段と、第１の磁気共鳴信号から高解
像度画像データを再構成する第１の画像再構成手段と、
第２の磁気共鳴信号から低解像度画像データを再構成す
る第２の画像再構成手段と、高解像度画像データから低
解像度画像データの表示すべき領域を判定する領域判定
手段と、少なくとも低解像度画像データのうちの領域判
定手段により表示すべき領域と判定された領域のデータ
を画像として表示する表示手段とを具備することを基本
的な特徴とする。ここで、高解像度画像データは例えば
プロトン画像データであり、低解像度画像データは所定
の化学シフト画像データである。In order to solve the above-mentioned problems, a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention collects different first and second magnetic resonance signals from the same position of a subject. Acquisition means, first image reconstruction means for reconstructing high-resolution image data from the first magnetic resonance signal,
Second image reconstructing means for reconstructing low-resolution image data from the second magnetic resonance signal, area determining means for determining an area to display low-resolution image data from high-resolution image data, at least low-resolution image A basic feature is that it comprises a display means for displaying, as an image, data of an area of the data determined as an area to be displayed by the area determination means. Here, the high-resolution image data is, for example, proton image data, and the low-resolution image data is predetermined chemical shift image data.
【００１０】本発明において、第２の再構成手段は第２
の磁気共鳴信号から高解像度画像データのマトリックス
要素数より少ないマトリックス要素数の低解像度画像デ
ータを再構成するので、第２の画像再構成手段により再
構成された低解像度画像データを低解像度画像データと
高解像度画像がほぼ同じ大きさとなるようにマトリック
ス要素数を変換して出力するマトリックス要素数変換手
段をさらに備えることが望ましい。In the present invention, the second reconstructing means is a second reconstructing means.
The low-resolution image data having a smaller number of matrix elements than the number of matrix elements of the high-resolution image data is reconstructed from the magnetic resonance signal of the low-resolution image data. It is preferable to further comprise a matrix element number conversion means for converting and outputting the number of matrix elements so that the high resolution image and the high resolution image have substantially the same size.
【００１１】また、このマトリックス要素数変換手段は
低解像度画像データを内挿することにより、マトリック
ス要素数を変換してもよい。この場合、内挿により低解
像度画像データはスムージングされる。この内挿には、
例えば３次たたみ込み内挿法などの内挿補間を用いるこ
とができる。Further, the matrix element number conversion means may convert the number of matrix elements by interpolating the low resolution image data. In this case, the low-resolution image data is smoothed by interpolation. This interpolation includes:
For example, interpolation such as cubic convolution can be used.
【００１２】領域判定手段は、例えば高解像度画像デー
タに対して所定の閾値を設定し、高解像度画像データが
該閾値を越える領域を低解像度画像データの表示すべき
領域と判定するか、または高解像度データに対して領域
拡大法を適用し、最終的に求められた領域を低解像度画
像データの表示すべき領域としてもよい。The area determining means sets, for example, a predetermined threshold for the high-resolution image data, and determines an area where the high-resolution image data exceeds the threshold as an area to be displayed for the low-resolution image data, or The area enlargement method may be applied to the resolution data, and the finally obtained area may be used as the area where low-resolution image data is to be displayed.
【００１３】表示手段での表示に際しては、高解像度画
像と低解像度画像を例えば隣接させて別々の領域に表示
してもよいし、同じ領域に両者の区別が付くように表示
してもよい。When displaying on the display means, the high-resolution image and the low-resolution image may be displayed in separate areas, for example, adjacent to each other, or may be displayed in the same area so that they can be distinguished from each other.
【００１４】また、本発明においては前述の領域判定に
よる低分解濃画像データに対する表示領域・非表示領域
の区別を行わず、単に高分解濃画像と低分解濃画像を例
えばことなる色調で重ねて表示してもよい。Further, in the present invention, the display area and the non-display area are not distinguished from the low-resolution dense image data based on the above-mentioned area determination, and the high-resolution dark image and the low-resolution dark image are simply overlapped with different colors, for example. It may be displayed.
【００１５】[0015]
【作用】本発明においては、化学シフト画像などの低分
解能画像データのうち、高分解濃画像データから信号が
あると判定された領域のみのデータが画像表示される。
これにより、化学シフトイメージングの対象となる物質
などの分布が正しく把握される。In the present invention, of low-resolution image data such as a chemical shift image, data of only an area determined to have a signal from high-resolution dense image data is displayed as an image.
Thereby, the distribution of the substance or the like to be subjected to chemical shift imaging can be correctly grasped.
【００１６】本発明の他の態様においては、低分解濃画
像が高分解濃画像と重ねて表示されることにより、低分
解濃画像の実際に信号のある部分が高分解濃画像の輪郭
から認識でき、同様にして化学シフトイメージングの対
象となる物質などの分布が正しく把握されるようにな
る。In another aspect of the present invention, the low-resolution dense image is displayed so as to overlap with the high-resolution dense image, so that a portion of the low-resolution dense image that actually has a signal is recognized from the contour of the high-resolution dense image. In the same way, the distribution of the substance to be subjected to chemical shift imaging can be correctly grasped in the same manner.
【００１７】[0017]
【実施例】以下、図面を参照して本発明の実施例を説明
する。図１は、本発明の一実施例に係る磁気共鳴映像装
置の構成を示すブロック図である。Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to one embodiment of the present invention.
【００１８】図１において、静磁場磁石１は寝台６上の
被検体５（例えば人体）に一様な静磁場を印加する。勾
配磁場生成コイル３はシステムコントローラ１１によっ
て制御される駆動回路（駆動アンプ）４によって駆動さ
れ、被検体５に対して、注目する所望の断層面内の直交
するＸ，Ｙ方向及びこれらに垂直なＺ方向に磁場強度が
直線的に変化する勾配磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを印加す
る。被検体５にはさらにシステムコントローラ１１によ
る制御下で、送信部８ａ，８ｂからの高周波信号が送信
用プローブ７ａ，７ｂに印加されることによって発生さ
れる高周波磁場が印加される。In FIG. 1, a static magnetic field magnet 1 applies a uniform static magnetic field to a subject 5 (for example, a human body) on a bed 6. The gradient magnetic field generating coil 3 is driven by a drive circuit (drive amplifier) 4 controlled by a system controller 11, and the X and Y directions orthogonal to and within the desired tomographic plane of interest with respect to the subject 5 are perpendicular to these. Gradient magnetic fields Gx, Gy, Gz whose magnetic field strength changes linearly in the Z direction are applied. Under the control of the system controller 11, a high-frequency magnetic field generated by applying high-frequency signals from the transmission units 8a and 8b to the transmission probes 7a and 7b is applied to the subject 5.
【００１９】このような静磁場と勾配磁場および高周波
磁場の印加により、被検体５から各種の原子核に関する
磁気共鳴信号が発生される。第１および第２の核種の磁
気共鳴信号は受信用プローブ９ａ，９ｂで受信され、受
信部１０ａ，１０ｂで増幅および検波された後、システ
ムコントローラ１１による制御下で、データ収集部１２
に送られる。データ収集部１２では、受信部１０ａ，１
０ｂを介して入力された磁気共鳴信号をシステムコント
ローラ１１の制御下で収集し、これをＡ／Ｄ変換して電
子計算機１３に画像再構成用データとして送る。By applying such a static magnetic field, a gradient magnetic field, and a high-frequency magnetic field, the subject 5 generates magnetic resonance signals related to various nuclei. The magnetic resonance signals of the first and second nuclides are received by the receiving probes 9a and 9b, amplified and detected by the receiving units 10a and 10b, and then, under the control of the system controller 11, under the control of the system controller 11.
Sent to In the data collection unit 12, the reception units 10a, 1
The magnetic resonance signals input via the interface 0b are collected under the control of the system controller 11, and are A / D-converted and sent to the computer 13 as image reconstruction data.
【００２０】電子計算機１３はコンソール１４により制
御され、データ収集部１２から入力された画像再構成用
データについてフーリエ変換を含む画像再構成処理を行
う。また、電子計算機１３はシステムコントローラ１１
の制御をも行う。電子計算機１３により得られた画像デ
ータは画像ディスプレイ１５に送られ、画像が表示され
る。画像ディスプレイ１５は例えばＣＲＴディスプレイ
が用いられる。The computer 13 is controlled by the console 14 and performs image reconstruction processing including Fourier transform on the image reconstruction data input from the data collection unit 12. The computer 13 is connected to the system controller 11.
Is also controlled. The image data obtained by the electronic computer 13 is sent to the image display 15, where the image is displayed. As the image display 15, for example, a CRT display is used.
【００２１】なお、本実施例では送信用プローブ７ａ，
７ｂと受信用プローブ９ａ，９ｂを別々に設けたが、送
受信を核種毎に一つのコイルで兼用してもよい。また、
磁気共鳴信号を収集しようとすする種々の核種（ 1Ｈ、
31Ｐ等）によりコイルを入れ替えたり、多同調型のコイ
ルを使用してもよい。このような場合でも、勾配磁場生
成コイル３は同位置に固定されているため、これらの核
種の磁気共鳴信号は同位置から得られ、後述するように
して表示されるプロトン画像と化学シフト画像の位置関
係は対応する。In this embodiment, the transmission probes 7a,
7b and the receiving probes 9a and 9b are provided separately, but transmission and reception may be shared by one coil for each nuclide. Also,
Various nuclides ( 1 H,
Or replace the coils by 31 P, etc.), it may be used a multi-tuned coil. Even in such a case, since the gradient magnetic field generating coil 3 is fixed at the same position, the magnetic resonance signals of these nuclides are obtained from the same position, and the proton image and the chemical shift image are displayed as described later. The positional relationships correspond.
【００２２】次に、本実施例によるプロトン画像および
リン化合物の化学シフト画像のイメージングの手順を説
明する。図２は、この手順を示すフローチャートであ
る。Next, the procedure for imaging a proton image and a chemical shift image of a phosphorus compound according to this embodiment will be described. FIG. 2 is a flowchart showing this procedure.
【００２３】図２を参照すると、まず公知の磁気共鳴映
像の手法により、プロトン（ 1Ｈ）の磁気共鳴信号を収
集し、プロトン画像データの再構成を行い、得られたプ
ロトン画像データをメモリに蓄積しておく（ステップＳ
１〜Ｓ３）。なお、プロトン画像データのマトリックス
要素数（すなわちマトリックスサイズ）は例えば２５６
×２５６または５１２×５１２といった値が選ばれる。Referring to FIG. 2, first, a proton ( 1 H) magnetic resonance signal is collected by a known magnetic resonance imaging technique, proton image data is reconstructed, and the obtained proton image data is stored in a memory. Store (Step S
1 to S3). The number of matrix elements (that is, matrix size) of the proton image data is, for example, 256.
A value such as × 256 or 512 × 512 is selected.
【００２４】次に、公知の化学シフトイメージングの手
法により、リン化合物の磁気共鳴信号を収集し、リン化
合物の化学シフト画像データを再構成する（ステップＳ
４〜Ｓ５）。このリン化合物の磁気共鳴信号は微弱であ
ることから、Ｓ／Ｎ向上の目的でボクセルの体積を大き
くとるため、化学シフト画像データのマトリックス要素
数はプロトン画像データのそれ比較してかなり少なく、
例えば１６×１６または３２×３２といった値となる。Next, the magnetic resonance signal of the phosphorus compound is collected by a known chemical shift imaging technique, and the chemical shift image data of the phosphorus compound is reconstructed (step S).
4-S5). Since the magnetic resonance signal of this phosphorus compound is weak, the volume of voxels is increased for the purpose of improving the S / N. Therefore, the number of matrix elements of the chemical shift image data is considerably smaller than that of the proton image data.
For example, the value is 16 × 16 or 32 × 32.
【００２５】次に、この再構成された化学シフト画像デ
ータに対して、プロトン画像データを用いて感度補正を
行う（ステップＳ６）。図３は、ステップＳ６での感度
補正の具体例を説明するための図であり、化学シフト画
像データの所定の大きさのブロック３１内の信号強度Ｒ
(i,j) を、プロトン画像データのブロック３１に対応す
るブロック３２内の信号の存在割合に応じて補正する。
すなわち、ブロック３２の全体の面積（または体積）を
Ｓo 、ブロック３２内の信号の存在面積（または体積）
をＳとすると、 Ｒ(i,j) →Ｒ′(i,j) ＝Ｒ(i,j) Ｓo ／Ｓ のように補正する。化学シフト画像データのブロック３
１は、例えば化学シフト画像の収集時のボクセルに相当
する。また、更にプローブの感度分布補正を行うことも
可能である。Next, the sensitivity of the reconstructed chemical shift image data is corrected using the proton image data (step S6). FIG. 3 is a diagram for explaining a specific example of the sensitivity correction in step S6, in which the signal intensity R in the block 31 of a predetermined size of the chemical shift image data is shown.
(i, j) is corrected in accordance with the proportion of the signal in the block 32 corresponding to the block 31 of the proton image data.
That is, the total area (or volume) of the block 32 is represented by So, and the existing area (or volume) of the signal in the block 32 is represented by So.
Is S, the correction is made as follows: R (i, j) → R ′ (i, j) = R (i, j) So / S Block 3 of chemical shift image data
1 corresponds to, for example, a voxel at the time of collecting a chemical shift image. Further, it is possible to further correct the sensitivity distribution of the probe.
【００２６】化学シフト画像データを単純に画像表示す
ると、信号が少ない領域では信号強度が低下するため表
示濃度（輝度）が低下してしまい、化学シフトイメージ
ングに供される化合物の分布を認識し難くなる。これに
対し、上述のような感度補正を行うと、プロトン画像デ
ータに含まれる信号の割合が少ない領域、つまり化学シ
フト画像データに含まれる信号が少ない領域では、化学
シフト画像データの信号強度が大きくなるように補償さ
れるため、信号が存在する部分はほぼ均一な濃度（また
は輝度）で表示され、定量性の良い化学シフト画像が得
られる。When the chemical shift image data is simply displayed as an image, the display intensity (brightness) decreases in a region where the number of signals is small, so that it is difficult to recognize the distribution of the compound used for chemical shift imaging. Become. On the other hand, when the sensitivity correction as described above is performed, the signal intensity of the chemical shift image data is large in an area where the ratio of the signal included in the proton image data is small, that is, in an area where the signal included in the chemical shift image data is small. Therefore, the portion where the signal is present is displayed with a substantially uniform density (or luminance), and a chemical shift image with good quantitative properties can be obtained.
【００２７】なお、この感度補正の手法は、本発明との
組み合わせに限られず、一般的に化学シフト画像などの
低分解濃画像のイメージングを行う場合に有効である。Note that this sensitivity correction method is not limited to the combination with the present invention, but is generally effective when imaging a low-resolution dense image such as a chemical shift image.
【００２８】次に、図２において上述の感度補正（ステ
ップＳ６）に続いて、化学シフト画像データのマトリッ
クス要素数をプロトン画像と化学シフト画像とがほぼ同
じ大きさとなるように変換する（ステップＳ７）。この
マトリックス要素数変換の手法としては、例えば化学シ
フト画像データについて内挿によるスムージング処理を
施せばよい。内挿法は種々知られているが、例えば東京
大学出版会から１９９１年１月１７日に発行された「画
像解析ハンドブック」の第４４３頁に記載されている３
次たたみ込み内挿法を用いることができる。このような
内挿によるスムージング処理を付加することによって、
化学シフト画像の表示はより滑らかで見易いものとな
る。なお、感度補正とマトリックス要素数変換（スムー
ジング処理）の順序は逆にしても良い。Next, in FIG. 2, following the above-described sensitivity correction (step S6), the number of matrix elements of the chemical shift image data is converted so that the proton image and the chemical shift image have substantially the same size (step S7). ). As a method of converting the number of matrix elements, for example, the chemical shift image data may be subjected to a smoothing process by interpolation. Although various interpolation methods are known, for example, 3 described in page 443 of “Image Analysis Handbook” published by the University of Tokyo Press on January 17, 1991.
The following convolution interpolation method can be used. By adding such a smoothing process by interpolation,
The display of the chemical shift image is smoother and easier to see. Note that the order of the sensitivity correction and the matrix element number conversion (smoothing processing) may be reversed.
【００２９】次に、プロトン画像データから化学シフト
画像データの表示すべき領域を判定する（ステップＳ
８）。この領域判定の具体的な一例を図４および図５に
より説明する。図４は、プロトン画像データ４１と、こ
のプロトン画像データ４１に対する領域判定結果４２を
模式的に示している。プロトン画像データ４１に対して
適当な閾値を設定し、この閾値以上のボクセルはプロト
ンの磁気共鳴信号が存在するため、化学シフト画像を表
示すべき領域（表示領域）と判定する。閾値に満たない
画素はプロトンの磁気共鳴信号がなく、化学シフト画像
を表示しない領域（非表示領域）と判定する。図４で
は、ハッチング部分が表示領域と判定された領域を示
し、白部分が非表示領域と判定された部分を示してい
る。Next, a region to be displayed of the chemical shift image data is determined from the proton image data (step S).
8). A specific example of this area determination will be described with reference to FIGS. FIG. 4 schematically shows proton image data 41 and a region determination result 42 for the proton image data 41. An appropriate threshold value is set for the proton image data 41, and voxels above this threshold value are determined to be regions (display regions) where a chemical shift image should be displayed because a proton magnetic resonance signal exists. Pixels less than the threshold do not have a proton magnetic resonance signal and are determined to be regions where chemical shift images are not displayed (non-display regions). In FIG. 4, a hatched portion indicates an area determined to be a display area, and a white part indicates a part determined to be a non-display area.
【００３０】図５は、マトリックス要素数変換後の化学
シフト画像データ５１と、この化学シフト画像データ５
１に対して図４の領域判定結果４２を適用した後の化学
シフト画像データ５２を模式的に示している。ハッチン
グ部分が表示領域を示し、白部分が非表示領域を表して
いる。化学シフト画像データ５１は、マトリックス要素
数変換前のボクセル単位で表示領域・非表示領域が定め
られているのに対して、プロトン画像データ４１に対す
る領域判定結果４２を適用した化学シフト画像データ５
２においては、マトリックス要素数変換後のボクセル単
位、すなわちプロトン画像データ４１のボクセルと同じ
大きさの単位で表示領域・非表示領域が定められること
になる。FIG. 5 shows the chemical shift image data 51 after conversion of the number of matrix elements and the chemical shift image data 5.
4 schematically shows the chemical shift image data 52 after applying the region determination result 42 of FIG. A hatched portion indicates a display region, and a white portion indicates a non-display region. In the chemical shift image data 51, the display region and the non-display region are determined in voxel units before the conversion of the number of matrix elements, whereas the chemical shift image data 5 obtained by applying the region determination result 42 to the proton image data 41.
In 2, the display area / non-display area is determined in units of voxels after conversion of the number of matrix elements, that is, in units of the same size as the voxels of the proton image data 41.
【００３１】なお、ステップＳ９での表示領域の判定法
としては、他に領域拡大法などを用いることもできる。
領域拡大法は画像処理の分野で良く知られている技術で
あるため、詳細な説明を省略する。As a method for determining the display area in step S9, an area enlargement method or the like may be used.
Since the area enlarging method is a technique well known in the field of image processing, a detailed description is omitted.
【００３２】次に、マトリックス要素数変換後の化学シ
フト画像データから表示領域と定められた部分のみを抽
出した後、これと既に得られているプロトン画像データ
を画像ディスプレイ１５上で画像表示する（ステップＳ
９〜Ｓ１０）。Next, after extracting only the portion defined as the display region from the chemical shift image data after the conversion of the number of matrix elements, this and the already obtained proton image data are image-displayed on the image display 15 ( Step S
9-S10).
【００３３】図６に示したような純水で溶かした２種類
の濃さのリン酸溶液を円環状容器の２つに仕切られた室
に入れたファントムに対して、図２に示した手順に従っ
て得られたプロトン画像とリン化合物の化学シフト画像
を表示した結果を図７（ａ）（ｂ）に示す。従来法によ
る表示結果である図１２（ａ）（ｂ）と比較して明らか
なように、本実施例で得られる化学シフト画像はプロト
ン画像とほぼ同じ領域のみに、すなわち実際に信号が存
在する部分のみに正しく表示されており、プロトン画像
との対応も容易である。A phantom in which two different concentrations of phosphoric acid solutions dissolved in pure water as shown in FIG. 6 are put into a chamber partitioned into two in an annular container is subjected to the procedure shown in FIG. 7 (a) and 7 (b) show the results of displaying the proton image and the chemical shift image of the phosphorus compound obtained according to the above. As is apparent from comparison with FIGS. 12A and 12B which are the display results by the conventional method, the chemical shift image obtained in the present embodiment exists only in almost the same region as the proton image, that is, the signal actually exists. Only the portion is correctly displayed, and it is easy to correspond to the proton image.
【００３４】図８に、本実施例の方法で猫頭部について
得たプロトン画像８１と、リン化合物の化学シフト画像
８２の例を示す。化学シフト画像８２は、プロトン画像
８１から判定された表示領域８３内のみに表示され、表
示領域８３以外の領域がマスキングされた形となってい
る。また、図は白黒であるため明確でないが、プロトン
画像８１は例えばモノトーンで表示され、化学シフト画
像８３は濃淡に応じて表示色の異なる擬似カラーで表示
されている。FIG. 8 shows an example of a proton image 81 and a chemical shift image 82 of a phosphorus compound obtained from a cat head by the method of this embodiment. The chemical shift image 82 is displayed only in the display area 83 determined from the proton image 81, and has a shape in which an area other than the display area 83 is masked. Although the figure is black and white, it is not clear, but the proton image 81 is displayed in, for example, a monotone, and the chemical shift image 83 is displayed in a pseudo color having a different display color according to shading.
【００３５】図９に、比較例として従来の方法で得られ
た猫頭部のプロトン画像９１と、リン化合物の化学シフ
ト画像９２を示す。化学シフト画像９２は、実際に信号
が無い部分にも広がって表示されているため不正確であ
り、プロトン画像９１との位置的対応関係も分かりにく
い。従って、リン化合物がどのように分布しているかを
容易に把握しにくい。FIG. 9 shows a proton image 91 of a cat's head and a chemical shift image 92 of a phosphorus compound obtained by a conventional method as comparative examples. The chemical shift image 92 is inaccurate because it is also spread out and displayed in a portion where there is no actual signal, and the positional correspondence with the proton image 91 is difficult to understand. Therefore, it is difficult to easily understand how the phosphorus compound is distributed.
【００３６】図８ではプロトン画像８１と化学シフト画
像８２を画面上で別々の位置に表示したが、図１０に示
すようにプロトン画像１０１と化学シフト画像１０２を
位置を対応させて重ねて表示してもよい。この場合、プ
ロトン画像１０１は淡い色調で表示し、化学シフト画像
１０２は擬似カラーで表示することによって、両者の区
別を容易することができる。In FIG. 8, the proton image 81 and the chemical shift image 82 are displayed at different positions on the screen. However, as shown in FIG. 10, the proton image 101 and the chemical shift image 102 are displayed with their positions corresponding to each other. You may. In this case, the proton image 101 is displayed in a light color tone, and the chemical shift image 102 is displayed in a pseudo color, so that the two can be easily distinguished.
【００３７】図１０においては、化学シフト画像９２は
図８と同様にプロトン画像９１から判定された表示領域
以外の部分がマスキングされているが、図１１に示すよ
うにプロトン画像１１１とマスキングされていない化学
シフト画像１１２を重ねて表示してもよい。図１０と同
様、プロトン画像１１１は淡い色調、化学シフト画像１
１２は擬似カラーで表示される。この場合、化学シフト
画像１１２は信号が無い部分にも表示されることになる
が、プロトン画像１１１が重ねて表示されることによ
り、医師は実際に信号がある部分をプロトン画像１１１
の輪郭から容易に認識することができる。In FIG. 10, the chemical shift image 92 is masked in a portion other than the display area determined from the proton image 91 as in FIG. 8, but is masked with the proton image 111 as shown in FIG. The chemical shift image 112 that does not exist may be displayed in an overlapping manner. As in FIG. 10, the proton image 111 is a pale color tone, the chemical shift image 1
12 is displayed in a pseudo color. In this case, the chemical shift image 112 is also displayed in a portion where there is no signal. However, by displaying the proton image 111 in a superimposed manner, the doctor can display the portion where the signal is actually present in the proton image 111.
Can be easily recognized from the outline of
【００３８】なお、上記の実施例では高分解濃画像とし
てプロトン画像、低分解能画像としてリン化合物の化学
シフト画像を例示したが、本発明はこれに限られるもの
ではなく、化学シフト画像データの中でも比較的信号強
度が高いためにボクセルを大きくする必要のない画像デ
ータを高分解能画像データとして、この高分解能画像デ
ータを用いて信号強度が低くボクセルを大きくする必要
がある低分解能画像データの表示領域を判定するように
してもよい。また、同一核種の画像データ、例えばプロ
トン画像データのうちの水のデータと乳酸のデータを表
示する場合にも有効である。その場合、磁気共鳴収集手
段は一つで良い。In the above-described embodiment, the proton image is exemplified as the high-resolution dense image, and the chemical shift image of the phosphorus compound is exemplified as the low-resolution image. However, the present invention is not limited to this. Image data that does not need to have a large voxel because of relatively high signal strength is used as high-resolution image data, and a low-resolution image data display area that requires a low signal strength and a large voxel using this high-resolution image data May be determined. It is also effective when displaying image data of the same nuclide, for example, water data and lactic acid data in proton image data. In that case, only one magnetic resonance acquisition means is required.
【００３９】[0039]
【発明の効果】以上述べたように、本発明によればリン
化合物の化学シフト画像などの低分解濃画像のイメージ
ングに際して、信号のある部分のみを容易に認識できる
ような画像表示が可能となる。これによりイメージング
対象内に注目物質がどのように分布しているかの同定、
定量化ができるようになり、医用診断装置に適用した場
合、適切な診断を効率的に行うことが可能となる。As described above, according to the present invention, it is possible to display an image in which only a certain portion of a signal can be easily recognized when imaging a low-resolution dense image such as a chemical shift image of a phosphorus compound. . This allows identification of how the substance of interest is distributed within the imaging target,
Quantification can be performed, and when applied to a medical diagnostic apparatus, appropriate diagnosis can be efficiently performed.
【図１】本発明の一実施例に係る磁気共鳴映像装置の構
成を示すブロック図FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to one embodiment of the present invention.
【図２】同実施例のプロトン画像および化学シフト画像
のイメージング手順を示すフローチャートFIG. 2 is a flowchart showing a procedure for imaging a proton image and a chemical shift image according to the embodiment.
【図３】同実施例における感度補正の原理説明図FIG. 3 is a diagram illustrating the principle of sensitivity correction in the embodiment.
【図４】同実施例におけるプロトン画像データを用いた
化学シフト画像の表示領域判定の様子を示す図FIG. 4 is a diagram showing a state of determining a display region of a chemical shift image using proton image data in the embodiment.
【図５】同実施例における化学シフト画像に対して図４
の領域判定結果を適用した様子を示す図FIG. 5 shows a chemical shift image in the same embodiment as in FIG.
Diagram showing the application of the region determination result of
【図６】同実施例において用いたファントムを模式的に
示す図FIG. 6 is a diagram schematically showing a phantom used in the embodiment.
【図７】同実施例により図６のファントムについて得ら
れたプロトン画像データおよび化学シフト画像データを
模式的に示す図FIG. 7 is a diagram schematically showing proton image data and chemical shift image data obtained for the phantom of FIG. 6 according to the same embodiment.
【図８】同実施例によるプロトン画像および化学シフト
画像の表示例を示す図FIG. 8 is a view showing a display example of a proton image and a chemical shift image according to the embodiment.
【図９】比較例によるプロトン画像および化学シフト画
像の表示例を示す図FIG. 9 is a diagram showing a display example of a proton image and a chemical shift image according to a comparative example.
【図１０】同実施例によるプロトン画像および化学シフ
ト画像の表示例を示す図FIG. 10 is a view showing a display example of a proton image and a chemical shift image according to the embodiment.
【図１１】他の実施例によるプロトン画像および化学シ
フト画像の表示例を示す図FIG. 11 is a diagram showing a display example of a proton image and a chemical shift image according to another embodiment.
【図１２】従来法により図６のファントムについて得ら
れたプロトン画像データおよび化学シフト画像データを
模式的に示す図FIG. 12 is a diagram schematically showing proton image data and chemical shift image data obtained for the phantom of FIG. 6 by a conventional method.
１…静磁場磁石 ３…勾配磁場
生成コイル ４…駆動回路 ５…被検体 ６…寝台 ７ａ，７ｂ…
送信用プローブ ８ａ，８ｂ…送信部 ９ａ，９ｂ…
受信用プローブ １０ａ，１０ｂ…受信部 １１…システ
ムコントローラ １２…データ収集部 １３…電子計
算機 １４…コンソール １５…画像デ
ィスプレイ ３１…プロトン画像ブロック ３２…化学シ
フト画像ブロック ４１…プロトン画像データ ４２…領域判
定結果 ５１…化学シフト画像データ ５２…化学シ
フト画像データ ７１，８１，９１，１０１，１１１…プロトン画像 ７２，８２，９２，１０２，１１２…化学シフト画像DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Static magnetic field magnet 3 ... Gradient magnetic field generating coil 4 ... Drive circuit 5 ... Subject 6 ... Bed 7a, 7b ...
Transmission probes 8a, 8b ... Transmission units 9a, 9b ...
Receiving probes 10a, 10b ... Receiving unit 11 ... System controller 12 ... Data collecting unit 13 ... Computer 14 ... Console 15 ... Image display 31 ... Proton image block 32 ... Chemical shift image block 41 ... Proton image data 42 ... Area judgment result 51: chemical shift image data 52: chemical shift image data 71, 81, 91, 101, 111: proton image 72, 82, 92, 102, 112: chemical shift image
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭64−52442（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−265950（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−264049（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−296740（ＪＰ，Ａ) 実開 昭61−147458（ＪＰ，Ｕ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/055 ＪＩＣＳＴファイル（ＪＯＩＳ)──────────────────────────────────────────────────続 き Continuation of the front page (56) References JP-A-64-52442 (JP, A) JP-A-1-265950 (JP, A) JP-A-3-264049 (JP, A) JP-A-63-640 296740 (JP, A) Jikaichi Sho 61-147458 (JP, U) (58) Fields investigated (Int. Cl. 7 , DB name) A61B 5/055 JICST file (JOIS)
Claims (8)
共鳴信号および第２の磁気共鳴信号を収集する収集手段
と、 前記第１の磁気共鳴信号から高解像度画像データを再構
成する第１の画像再構成手段と、 前記第２の磁気共鳴信号から低解像度画像データを再構
成する第２の画像再構成手段と、 前記高解像度画像データから、前記低解像度画像データ
の表示すべき領域を判定する領域判定手段と、 前記低解像度画像データのうちの前記領域判定手段によ
り表示すべき領域と判定された領域のデータを画像とし
て表示する表示手段とを具備することを特徴とする磁気
共鳴映像装置。An acquisition unit configured to acquire a first magnetic resonance signal and a second magnetic resonance signal different from the same position of an object; and a second unit configured to reconstruct high-resolution image data from the first magnetic resonance signal. 1 image reconstructing means, second image reconstructing means for reconstructing low-resolution image data from the second magnetic resonance signal, and an area for displaying the low-resolution image data from the high-resolution image data Magnetic resonance characterized by comprising: an area determining means for determining the area; and a display means for displaying, as an image, data of an area of the low-resolution image data determined to be an area to be displayed by the area determining means. Video equipment.
共鳴信号および第２の磁気共鳴信号を収集する収集手段
と、 前記第１の磁気共鳴信号から所定のマトリックス要素数
の高解像度画像データを再構成する第１の画像再構成手
段と、 前記第２の磁気共鳴信号から前記高解像度画像データの
マトリックス要素数より少ないマトリックス要素数の低
解像度画像データを再構成する第２の画像再構成手段
と、 前記第２の画像再構成手段により再構成された低解像度
画像データを高解像度画像と低解像度画像との大きさを
ほぼ同じにするためにマトリックス要素数を変換して出
力するマトリックス要素数変換手段と、 前記高解像度画像データから、前記低解像度画像データ
の表示すべき領域を判定する領域判定手段と、 前記マトリックス要素数変換手段から出力された低解像
度画像データのうちの前記領域判定手段により表示すべ
き領域と判定された領域のデータを画像として表示する
表示手段とを具備することを特徴とする磁気共鳴映像装
置。2. A collecting means for collecting different first magnetic resonance signals and second magnetic resonance signals from the same position of the subject, and a high-resolution image of a predetermined number of matrix elements from the first magnetic resonance signals. First image reconstruction means for reconstructing data; and second image reconstruction means for reconstructing low-resolution image data having a smaller number of matrix elements than the number of matrix elements of the high-resolution image data from the second magnetic resonance signal. And a matrix for converting the number of matrix elements and outputting the low-resolution image data reconstructed by the second image reconstructing unit so that the size of the high-resolution image and the size of the low-resolution image are substantially the same. Element number conversion means; area determination means for determining an area to be displayed in the low resolution image data from the high resolution image data; Magnetic resonance imaging apparatus characterized by comprising a display means for displaying the data of the determined area to be a display area by the area determination means of the low-resolution image data output from the switching means as an image.
共鳴信号および第２の磁気共鳴信号を収集する収集手段
と、 前記第１の磁気共鳴信号から所定のマトリックス要素数
の高解像度画像データを再構成する第１の画像再構成手
段と、 前記第２の磁気共鳴信号から前記高解像度画像データの
マトリックス要素数より少ないマトリックス要素数の低
解像度画像データを再構成する第２の画像再構成手段
と、 前記第２の画像再構成手段により再構成された低解像度
画像データを高解像度画像データとほぼ同じマトリック
ス要素数にスムージング処理して出力するスムージング
処理手段と、 前記高解像度画像データから、前記低解像度画像データ
の表示すべき領域を判定する領域判定手段と、 前記スムージング処理手段から出力された低解像度画像
データのうちの前記領域判定手段により表示すべき領域
と判定された領域のデータを画像として表示する表示手
段とを具備することを特徴とする磁気共鳴映像装置。3. A means for collecting different first magnetic resonance signals and second magnetic resonance signals from the same position of the subject, and a high-resolution image of a predetermined number of matrix elements from the first magnetic resonance signals. First image reconstruction means for reconstructing data; and second image reconstruction means for reconstructing low-resolution image data having a smaller number of matrix elements than the number of matrix elements of the high-resolution image data from the second magnetic resonance signal. Constructing means; smoothing processing means for smoothing and outputting the low-resolution image data reconstructed by the second image reconstructing means to substantially the same number of matrix elements as the high-resolution image data; and Area determination means for determining an area to be displayed of the low-resolution image data; and low-resolution output from the smoothing processing means. Magnetic resonance imaging apparatus characterized by comprising a display means for displaying the data of the region determined as the region to be displayed by the area determination means of the image data as an image.
共鳴信号および第２の磁気共鳴信号を収集する収集手段
と、 前記第１の磁気共鳴信号から高解像度画像データを再構
成する第１の画像再構成手段と、 前記第２の磁気共鳴信号から低解像度画像データを再構
成する第２の画像再構成手段と、 前記第２の画像再構成手段により再構成された低解像度
画像データを高解像度画像と低解像度画像との大きさを
ほぼ同じにするためにマトリックス要素数を変換して出
力するマトリックス要素数変換手段と、 前記第１の画像再構成手段により再構成された高解像度
画像データと、前記マトリックス要素数変換手段から出
力された低解像度画像データとを重ね合わせて一つの画
像として表示する表示手段とを具備することを特徴とす
る磁気共鳴映像装置。4. A collecting means for collecting different first magnetic resonance signals and second magnetic resonance signals from the same position of the subject, and a second means for reconstructing high-resolution image data from the first magnetic resonance signals. 1 image reconstructing means, 2nd image reconstructing means for reconstructing low-resolution image data from the second magnetic resonance signal, and low-resolution image data reconstructed by the second image reconstructing means Matrix element number conversion means for converting and outputting the number of matrix elements in order to make the size of the high-resolution image and the low-resolution image substantially the same, and the high-resolution image reconstructed by the first image reconstructing means. A magnetic resonance image, comprising: display means for superimposing the image data and the low-resolution image data output from the matrix element number conversion means and displaying the same as one image. apparatus.
ータに対して所定の閾値を設定し、前記高解像度画像デ
ータが該閾値を越える領域を前記低解像度画像データの
表示すべき領域と判定することを特徴とする請求項１乃
至３のいずれかに記載の磁気共鳴映像装置。5. The area determining means sets a predetermined threshold for the high-resolution image data, and determines an area where the high-resolution image data exceeds the threshold as an area to be displayed for the low-resolution image data. 4. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein:
のブロック単位で該ブロックに対応する前記高解像度画
像データのブロック内の信号の存在割合に応じて補正す
る補正手段をさらに備えることを特徴とする請求項１乃
至４のいずれかに記載の磁気共鳴映像装置。Further comprising a correction means for correcting in accordance with the existing ratio of 6. A front Symbol signal in the block of the high resolution image data corresponding to the block signal strength of the low-resolution image data in a predetermined block unit Claim 1
5. The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of 4 to 4 .
ータであり、前記低解像度画像データは所定の化学シフ
ト画像データであることを特徴とする請求項１乃至６の
いずれかに記載の磁気共鳴映像装置。7. The magnetic resonance imaging according to claim 1, wherein the high-resolution image data is proton image data, and the low-resolution image data is predetermined chemical shift image data. apparatus.
変換手段から出力された低解像度画像データの信号強度
を擬似カラー表示することを特徴とする請求項４に記載
の磁気共鳴映像装置。8. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4, wherein said display means displays the signal intensity of the low-resolution image data output from said matrix element number conversion means in a pseudo color.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP03521992A JP3359930B2 (en) | 1991-07-23 | 1992-02-21 | Magnetic resonance imaging |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP18263191 | 1991-07-23 | ||
| JP3-182631 | 1991-07-23 | ||
| JP03521992A JP3359930B2 (en) | 1991-07-23 | 1992-02-21 | Magnetic resonance imaging |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06181910A JPH06181910A (en) | 1994-07-05 |
| JP3359930B2 true JP3359930B2 (en) | 2002-12-24 |
Family
ID=26374154
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP03521992A Expired - Fee Related JP3359930B2 (en) | 1991-07-23 | 1992-02-21 | Magnetic resonance imaging |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3359930B2 (en) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2006003312A2 (en) * | 2004-06-16 | 2006-01-12 | Norbert Beyrard | Method for reducing exposure to infrared light beam, ultrasound or magnetic impulse rays in medical imaging devices |
| JP4791890B2 (en) * | 2006-06-06 | 2011-10-12 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging system |
| JP6482934B2 (en) | 2014-06-03 | 2019-03-13 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | Image processing apparatus, radiation detection apparatus, and image processing method |
| JP6973123B2 (en) * | 2018-01-26 | 2021-11-24 | 株式会社島津製作所 | Analytical control device, analytical device, analytical control method and analytical method |
-
1992
- 1992-02-21 JP JP03521992A patent/JP3359930B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH06181910A (en) | 1994-07-05 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US7725157B2 (en) | System and method for interventional procedures using MRI | |
| Cline et al. | 3D reconstruction of the brain from magnetic resonance images using a connectivity algorithm | |
| CN101077301B (en) | Image processing device and magnetic resonance imaging device | |
| US4585992A (en) | NMR imaging methods | |
| JP3512482B2 (en) | Magnetic resonance imaging | |
| JP3231847B2 (en) | Biomagnetic measurement device | |
| US6505064B1 (en) | Diagnostic imaging systems and methods employing temporally resolved intensity tracing | |
| Vigneron et al. | Chemical shift imaging of human brain: axial, sagittal, and coronal P-31 metabolite images. | |
| JP2006527636A (en) | Background suppression for time-resolved magnetic resonance angiography | |
| US7034531B1 (en) | Diffusion MRI using spherical shell sampling | |
| JP2017108789A (en) | Image processing device | |
| DE60031478T2 (en) | Method and system for intensity projection of a non-planar image | |
| JPS6311146A (en) | Image diagnostic apparatus | |
| US20050231199A1 (en) | Method for producing multiple MR images with different contrast from a single image acquistion | |
| Wake et al. | Medical imaging technologies and imaging considerations for 3D printed anatomic models | |
| JP3146033B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
| JPH0543378B2 (en) | ||
| JP3359930B2 (en) | Magnetic resonance imaging | |
| JPH07222724A (en) | Image correcting method | |
| Fei et al. | Image registration and fusion for interventional MRI guided thermal ablation of the prostate cancer | |
| DE102015200850B4 (en) | Method for evaluating medical image data | |
| JP3197590B2 (en) | Magnetic resonance diagnostic equipment | |
| US5289126A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| JP3901448B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JPS62253043A (en) | Tomographic image diagnostic apparatus by nuclear magnetic resonance |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081011 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081011 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091011 Year of fee payment: 7 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |