JP4771490B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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Description

この発明は、被検体内を撮像した画像を処理する画像処理装置、磁気共鳴イメージング装置および画像処理方法に関し、特に、ＣＳＦ（Cerebrospinal Fluid：脳脊髄液）の流速変化のように流速変化に周期性がない体液であっても、その流速変化の分布を忠実に画像化することができる画像処理装置、磁気共鳴イメージング装置および画像処理方法に関する。
従来、磁気共鳴イメージング装置を用いてＣＳＦや血液等の体液の動態を観測する方法として、フローエンコード傾斜磁場を利用した「フェイズシフト(phase shift)法」または「フェイズコントラスト法」と呼ばれる方法がある（例えば、非特許文献１参照）。
図１４は、従来のフェイズシフト法のパルスシーケンスを示す図である。図１４に示すように、通常、フェイズシフト法では、グラジエントエコー法が用いられ、励起パルス（図１４に示すＰ１）とエコー信号（図１４に示すＰ２）との間でフローエンコード傾斜磁場（Ｇｆｅ）（図１４に示すＰ３）を加えることによって、流速に比例した位相変化が画像に与えられる。
このフェイズシフト法は、基本的には、対象の流速変化が心電波形（図１４に示すＥＣＧ）に強く相関していることを前提としている。すなわち、図１４に示すように、心電同期波形のＲ波から一定の待ち時間（図１４に示すＴｄｅｌａｙ）が経過した後に高周波励起が行われて、エコー信号が収集される。ここで、通常、１つの画像を再構成するためには、１２８個から２５６個程度のエコー信号が必要である。そのため、一般的には、フェイズシフト法では、１回のＲ波ごとに１つのエコー信号を収集する手順が、位相エンコード傾斜磁場パルスを段階的に変化させながら１２８回から２５６回程度繰り返される。
こうして収集されたエコー信号に離散フーリエ変換などの再構成処理を施すことによって得られた画像Ｓ（ｒａ）は、流速に比例した位相変化を有する。この画像Ｓ（ｒａ）に対して、装置の不完全性や静磁場不均一性による補正処理を施した後に、例えばＶ（ｒａ）＝ｋ（ｖｅｎｃ）・ａｒｇ｛Ｓ（ｒａ）｝で表される処理（ここで、ｋ（ｖｅｎｃ）は、フローエンコード傾斜磁場のパルスの形状によって変化する比例係数）を施すことによって、流速の分布を表す流速画像Ｖ（ｒａ）が得られる。
Matt A.Bernstein、Kevin F.King、Xiaohong Joe Zhou 著、「Handbook of MRI Pulse Sequences」、Elsevier Academic Press、ｐ．６５９−６７７、２００４年
しかしながら、上述したフェイズシフト法を用いてＣＳＦの動態を観測する場合には、以下に示す課題があった。
例えば、フェイズシフト法では、複数回のＲ波、例えば１２８回から２５６回のＲ波ごとに、時間にしておよそ２分から４分の間、エコー信号が収集されるが、実際のＣＳＦの流速変化は心電同期との相関はかなり低いことが知られている。そのため、各エコー信号収集時のＣＳＦの流速は大きく変動しており、再構成された画像上で位相変化として観測される流速は、エコー信号を収集している間の平均的な値に過ぎない。
ＣＳＦの動態を観測する目的はさまざまであるが、例えば、ＣＳＦの循環の有無、一見閉鎖された腔内へのＣＳＦの交通があるか否かなどを精密に調べる場合がある。その場合には、最大の流速がどの程度か、また、ある部分のＣＳＦがある時間内にどこまで到達しているかが重要であり、フェイズシフト法で得られる比較的長い時間範囲での平均流速の画像のみでは著しく不十分であった。また、フェイズシフト法では、各エコー信号収集時の流速の変動が大きいため、再構成後の画像で位相エンコード方向にゴーストアーチファクトが現れやすく、画質的にも限界があった。
フェイズシフト法の他にも、ＥＰＩ（Echo Planner Imaging）法、高速ＳＥ（Spin Echo）法などを用いて１秒程度の比較的短い時間内に画像を収集する方法がある（例えば、「Proc. of ISMRM（International Society of Magnetic Resonance in Medicine）1998，No.2138」参照）。しかし、この方法は、ＣＳＦの動態を観測するために整理された形で画像が提供されない、参照しなければならない画像が多い、などの理由から読影に時間と手間がかかるため実用的でない。
以上のように、例えばフェイズシフト法などの従来の方法では、ＣＳＦの流速変化のように流速変化に周期性がない体液について、その流速変化を忠実に画像化することができなかった。
この発明は、上述した従来技術による課題を解決するためになされたものであり、ＣＳＦの流速変化のように流速変化に周期性がない体液であっても、その流速変化の分布を忠実に画像化することができる画像処理装置、磁気共鳴イメージング装置および画像処理方法を提供することを目的とする。
上述した課題を解決し、目的を達成するため、本発明は、トリガ信号に同期して被検体の撮像領域に励起パルスを印加して該撮像領域に含まれるスピンに関するエコー信号を収集し、収集したエコー信号に基づいて磁気共鳴画像を生成する磁気共鳴イメージング装置であって、脳脊髄液を含む撮像領域に励起パルスを印加し、一回の励起パルスで一つの画像を再構成し、かつ、再構成した画像に対して流速に比例した位相変化を与えることが可能な撮像法であって、前記脳脊髄液の流速成分が得られる撮像法による撮像を、前記トリガ信号から前記励起パルスを印加するまでの遅延時間を固定して複数回繰り返すことによって得られた複数の画像それぞれについて前記流速成分の分布を表す流速画像を作成する計算画像作成手段と、前記計算画像作成手段によって作成された複数の流速画像を用いて、各流速画像における同一位置ごとに時系列に沿った前記流速成分の分散を算出し、算出した前記流速成分の分散の分布を表す統計値画像を作成する統計値画像作成手段と、前記統計値画像作成手段によって作成された統計値画像における前記流速成分の分散の分布を表示する統計値表示手段と、を備えたことを特徴とする。
本発明によれば、ＣＳＦの流速変化のように流速変化に周期性がない体液であっても、その流速変化の分布を忠実に画像化することができるという効果を奏する。
以下に添付図面を参照して、この発明に係る画像処理装置、磁気共鳴イメージング装置および画像処理方法の好適な実施例を詳細に説明する。なお、以下に示す実施例では、本発明を磁気共鳴イメージング装置（以下、「ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置」と呼ぶ）に適用した場合について説明する。
まず、本実施例１に係るＭＲＩ装置の全体構成について説明する。図１は、本実施例１に係るＭＲＩ装置の全体構成を示す図である。図１に示すように、本実施例１に係るＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御部５、送信ＲＦコイル６、送信部７、受信ＲＦコイル８、受信部９、シーケンス制御部１０、架台部１５および計算機システム２０を備える。
静磁場磁石１は、中空の円筒形状に形成された磁石であり、内部の空間に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石１としては、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。
傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形状に形成されたコイルであり、静磁場磁石１の内側に配置される。この傾斜磁場コイル２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成されており、これら３つのコイルは、後述する傾斜磁場電源３から個別に電流供給を受けて、Ｘ，Ｙ，Ｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。なお、Ｚ軸方向は、静磁場と同方向とする。傾斜磁場電源３は、傾斜磁場コイル２に電流を供給する装置である。
ここで、傾斜磁場コイル２によって発生するＸ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅおよびリードアウト用傾斜磁場Ｇｒにそれぞれ対応している。スライス選択用傾斜磁場Ｇｓは、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅは、空間的位置に応じてエコー信号（磁気共鳴信号）の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じてエコー信号の周波数を変化させるために利用される。
寝台４は、被検体Ｐが載置される天板４ａを備えた装置であり、後述する寝台制御部５による制御のもと、天板４ａを、被検体Ｐが載置された状態で傾斜磁場コイル２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、この寝台４は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御部５は、寝台４を制御する装置であり、計算機システム２０による制御のもと、寝台４を駆動して天板４ａを長手方向および上下方向へ移動する。
送信ＲＦコイル６は、傾斜磁場コイル２の内側に配置されたコイルであり、送信部７から高周波パルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。送信部７は、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信ＲＦコイル６に送信する装置である。
受信ＲＦコイル８は、傾斜磁場コイル２の内側に配置されたコイルであり、上記の高周波磁場の影響によって被検体Ｐから発せられるエコー信号を受信する。この受信ＲＦコイル８は、エコー信号を受信すると、そのエコー信号を受信部９へ出力する。
受信部９は、受信ＲＦコイル８から出力されるエコー信号に基づいてｋ空間データを生成する装置である。具体的には、この受信部９は、受信ＲＦコイル８から出力されるエコー信号をデジタル変換することによってｋ空間データを生成する。このｋ空間データには、前述したスライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅおよびリードアウト用傾斜磁場Ｇｒによって、ＰＥ方向、ＲＯ方向、ＳＥ方向の空間周波数の情報が対応付けられている。そして、ｋ空間データを生成すると、受信部９は、そのｋ空間データをシーケンス制御部１０へ送信する。
シーケンス制御部１０は、計算機システム２０から送信されるシーケンス情報に基づいて、傾斜磁場電源３、送信部７および受信部９を駆動することによって、被検体Ｐのスキャンを行う装置である。ここで、シーケンス情報とは、傾斜磁場電源３が傾斜磁場コイル２に供給する電源の強さや電源を供給するタイミング、送信部７が送信ＲＦコイル６に送信するＲＦ信号の強さやＲＦ信号を送信するタイミング、受信部９がエコー信号を検出するタイミングなど、スキャンを行うための手順を定義した情報である。
なお、シーケンス制御部１０は、傾斜磁場電源３、送信部７および受信部９を駆動して被検体Ｐをスキャンした結果、受信部９からｋ空間データが送信されると、そのｋ空間データを計算機システム２０へ転送する。
架台部１５は、前述した静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、送信ＲＦコイル６および受信ＲＦコイル８を有し、静磁場中に置かれた被検体に高周波磁場を照射し、当該被検体から発せられるＮＭＲ信号を検出する。
計算機システム２０は、ＭＲＩ装置１００の全体制御や、データ収集、画像再構成などを行う装置であり、インタフェース部２１、画像再構成部２２、記憶部２３、入力部２４、表示部２５および制御部２６を有している。
インタフェース部２１は、シーケンス制御部１０との間で授受される各種信号の入出力を制御する。例えば、このインタフェース部２１は、シーケンス制御部１０に対してシーケンス情報を送信し、シーケンス制御部１０からｋ空間データを受信する。ｋ空間データを受信すると、インタフェース部２１は、各ｋ空間データを被検体Ｐごとに記憶部２３に格納する。
画像再構成部２２は、記憶部２３によって記憶されたｋ空間データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換処理等の再構成処理を施すことによって、被検体Ｐ内における所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを生成する。なお、かかる画像再構成部２２の構成については、後に詳細に説明する。
記憶部２３は、インタフェース部２１によって受信されたｋ空間データと、画像再構成部２２によって生成された画像データなどを、被検体Ｐごとに記憶する。なお、かかる記憶部２３の構成については、後に詳細に説明する。
入力部２４は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける装置である。この入力部２４としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に利用可能である。
表示部２５は、制御部２６による制御のもと、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を表示する装置である。この表示部２５としては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。
制御部２６は、図示していないＣＰＵやメモリ等を有し、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。具体的には、この制御部２６は、入力部２４を介して操作者から入力される撮像条件に基づいてシーケンス情報を生成し、生成したシーケンス情報をシーケンス制御部１０に送信することによってスキャンを制御したり、スキャンの結果としてシーケンス制御部１０から送られるｋ空間データに基づいて行われる画像の再構成を制御したりする。なお、かかる制御部２６の構成については、後に詳細に説明する。
次に、図１に示した画像再構成部２２、記憶部２３および制御部２６の構成について説明する。図２は、図１に示した画像再構成部２２、記憶部２３および制御部２６の構成を示す機能ブロック図である。
図２に示すように、記憶部２３は、特に、ｋ空間データ記憶部２３ａおよび画像データ記憶部２３ｂを有する。ｋ空間データ記憶部２３ａは、インタフェース部２１によって受信されたｋ空間データを記憶する。画像データ記憶部２３ｂは、画像再構成部２２によって生成された画像データを記憶する。
画像再構成部２２は、特に、フーリエ変換処理部２２ａ、絶対値画像作成部２２ｂ、流速画像作成部２２ｃ、流速分散画像作成部２２ｄおよび重畳画像処理部２２ｅを有する。
フーリエ変換処理部２２ａは、ｋ空間データ記憶部２３ａに記憶されたｋ空間データに離散２次元フーリエ変換などの再構成処理を施すことによって画像を再構成する。
ここで、本実施例１では、被検体内を流れる体液の流速成分が得られる撮像法による撮像を複数回繰り返すことによって得られた複数の画像が用いられる。具体的には、本実施例１では、１回の励起パルスで１画像を再構成し、かつ、再構成した画像に対して流速に比例した位相変化を与えることが可能なＥＰＩ法による撮像を被検体の心電波形に同期して複数回繰り返すことによって得られた複数の画像が用いられる。
図３は、本実施例１で用いられるＥＰＩ法のパルスシーケンスを示す図である。図３に示すように、本実施例１で用いられるＥＰＩ法では、心電波形（図３に示すＥＣＧ）のＲ波から一定の待ち時間（図３に示すＴｄｅｌａｙ）が経過した後に、９０度励起パルス（図３に示すＰ１１）を印加することによって撮像断面内が励起される。この９０度励起パルスとエコー信号収集部分の間（図３に示すＰ１３）でフローエンコード傾斜磁場（図３に示すＰ１２）を加えることによって、得られる画像の位相が撮像対象の流速に比例して変化する。
なお、ここでは、ＳＥ（Spin Echo）タイプのＥＰＩを一例として示したが、例えば、ＦＥ（Field Echo）タイプのＥＰＩや、その他、位相画像が得られる撮像法であればいずれの撮像法が用いられてもよい。望ましくは、なるべく短い時間で画像が得られる撮像方法を用いるのがよい。例えば、「Proc. of Annual Meeting, Society of Magnetic Resonance in Medicine, No.2138, 1998.」に記載されている撮像法もその一例である。撮像方法や装置の状態によっては、静磁場不均一性や渦磁場による位相変化を低減するため、位相補正や他のデータ補正処理を施すのが望ましい。
図４は、図３に示したパルスシーケンスによる撮像の流れを示す図である。図４に示すように、図３に示したパルスシーケンスによれば、心電波形（図４に示すＥＣＧ）のＲ波から一定の待ち時間（図４に示すＴｄｅｌａｙ）が経過した後に、パルスシーケンスの１ショット分のスキャンが行われる。
本実施例１では、フーリエ変換処理部２２ａは、上記で説明したように１ショットで得られたエコー信号のｋ空間データそれぞれに離散２次元フーリエ変換などの再構成処理を施すことによって、図４に示すように複数の画像Ｓ（ｒａ，ｉ）を再構成する。ここで、ｒａは、画像上の位置を示すベクトルであり、ｉは、収集の順番を示す添え字である。各画像Ｓ（ｒａ，ｉ）では、流速に比例して画素の位相が変化している。
絶対値画像作成部２２ｂは、フーリエ変換処理部２２ａによって再構成された画像から絶対値画像を作成する。具体的には、絶対値画像作成部２２ｂは、フーリエ変換処理部２２ａによって再構成された複数の画像Ｓ（ｒａ，ｉ）それぞれについて、以下に示す式（１）で与えられる絶対値画像Ｉ（ｒａ，ｉ）を作成する。
Ｉ（ｒａ，ｉ）＝ａｂｓ｛Ｓ（ｒａ，ｉ）｝ ・・・（１）
さらに、絶対値画像作成部２２ｂは、作成した複数の絶対値画像Ｉ（ｒａ，ｉ）をもとに、以下に示す式（２）で与えられる平均絶対値画像Ｉａｖｇ（ｒａ）を作成する。
Figure 0004771490
流速画像作成部２２ｃは、フーリエ変換処理部２２ａによって再構成された画像から流速成分の分布を含む計算画像を作成する。本実施例では、流速画像作成部２２ｃは、計算画像として、流速成分の分布を表す流速画像を作成する。具体的には、流速画像作成部２２ｃは、フーリエ変換処理部２２ａによって再構成された複数の画像Ｓ（ｒａ，ｉ）それぞれについて、以下に示す式（３）で与えられる流速画像Ｖ（ｒａ，ｉ）を作成する。なお、式（３）において、ｋ（ｖｅｎｃ）は、フローエンコード傾斜磁場のパルスの形状によって変化する比例係数である。
Ｖ（ｒａ，ｉ）＝ｋ（ｖｅｎｃ）・ａｒｇ｛Ｓ（ｒａ，ｉ）｝ ・・・（３）
さらに、流速画像作成部２２ｃは、作成した複数の流速画像Ｖ（ｒａ，ｉ）をもとに、以下に示す式（４）で与えられる平均流速画像Ｖａｖｇ（ｒａ）を作成する。
Figure 0004771490
流速分散画像作成部２２ｄは、流速画像作成部２２ｃによって作成された複数の流速画像を用いて、各流速画像の同一位置ごとに体液の流速変化を示す統計値を算出し、算出した統計値の分布を表す統計値画像を作成する。本実施例では、流速分散画像作成部２２ｄは、統計値として、位相変化を利用して時系列に沿った流速成分の分散を算出し、統計値画像として、流速成分の分散の分布を表す流速分散画像を作成する。
具体的には、流速分散画像作成部２２ｄは、流速画像作成部２２ｃによって作成された複数の流速画像Ｖ（ｒａ，ｉ）と平均流速画像Ｖａｖｇ（ｒａ）とから、以下に示す式（５）で与えられる流速分散画像Ｖａｒｉ，Ｖ（ｒａ）を作成する。
Figure 0004771490
重畳画像処理部２２ｅは、流速分散画像作成部２２ｄによって作成された流速分散画像における流速成分の分散の分布を表す重畳画像を作成する。具体的には、重畳画像処理部２２ｅは、流速分散画像Ｖａｒｉ，Ｖ（ｒａ）における流速成分の分散の分布を、絶対値画像作成部２２ｂによって作成された平均絶対値画像Ｉａｖｇ（ｒａ）に重畳させる。
このとき、重畳画像処理部２２ｅは、流速成分の分散値の値に応じて、流速成分の分散の分布の表示形態を変化させる。例えば、重畳画像処理部２２ｅは、平均絶対値画像Ｉａｖｇ（ｒａ）をグレースケールの濃淡画像とし、流速分散画像Ｖａｒｉ，Ｖ（ｒａ）における流速成分の分散の分布を以下に示す式（６）〜（８）で与えられるＲＧＢ（Red-Green-Blue）値で表す。なお、式（６）〜（８）において、Ｐ，ｒｅｄは赤（Ｒｅｄ）の輝度を、Ｐ，ｇｒｅｅｎは緑（Ｇｒｅｅｎ）の輝度を、Ｐ，ｂｌｕｅは青（Ｂｌｕｅ）の輝度を示している。また、ｋＩおよびｋＶは、それぞれ所定の比例係数である。
Ｐ，ｒｅｄ ＝ｋＩ・Ｉａｖｇ（ｒａ）＋ｋＶ・Ｖａｒｉ，Ｖ（ｒａ） ・・・（６）
Ｐ，ｇｒｅｅｎ＝ｋＩ・Ｉａｖｇ（ｒａ） ・・・（７）
Ｐ，ｂｌｕｅ ＝ｋＩ・Ｉａｖｇ（ｒａ） ・・・（８）
これにより、重畳画像において流速成分の分散の分布が赤色で表されるとともに、分散値の値に応じて画素ごとに輝度が変化するので、操作者は体液の流速変化を容易に把握することができるようになる。なお、ここでは、重畳画像処理部２２ｅが、流速成分の分散の分布を赤色で表す場合について説明したが、例えば、緑色または青色で表すようにしてもよい。
図２にもどって、制御部２６は、特に、画像表示制御部２６ａを有する。画像表示制御部２６ａは、重畳画像処理部２２ｅによって作成された重畳画像を表示部２５に表示する。
次に、本実施例１に係るＭＲＩ装置１００による画像処理の処理手順について説明する。図５は、本実施例１に係るＭＲＩ装置１００による画像処理の処理手順を示すフローチャートであり、図６は、本実施例１に係るＭＲＩ装置１００による画像作成の流れを示す図である。
図５に示すように、このＭＲＩ装置１００では、制御部２６が、入力部２４を介して操作者からＥＰＩ法による撮像の撮像条件を受け付ける（ステップＳ１０１）。その後、操作者によって撮像開始が指示されると（ステップＳ１０２，Ｙｅｓ）、制御部２６が、ＥＰＩ法によるパルスシーケンスのシーケンス情報を生成し、生成したシーケンス情報をシーケンス制御部１０に送信することによって、エコー信号に基づくｋ空間データを収集する（ステップＳ１０３）。
続いて、フーリエ変換処理部２２ａが、収集されたｋ空間データに離散２次元フーリエ変換などの再構成処理を施すことによって、図６の（１）に示すように、複数の画像Ｓ（ｒａ，ｉ）を再構成する（ステップＳ１０４）。
これに続いて、絶対値画像作成部２２ｂが、フーリエ変換処理部２２ａによって再構成された複数の画像Ｓ（ｒａ，ｉ）それぞれについて、図６の（２）に示すように、絶対値画像Ｉ（ｒａ，ｉ）を作成する（ステップＳ１０５）。さらに、絶対値画像作成部２２ｂは、作成した複数の絶対値画像Ｉ（ｒａ，ｉ）をもとに、図６の（３）に示すように、平均絶対値画像Ｉａｖｇ（ｒａ）を作成する（ステップＳ１０６）。
この一方で、流速画像作成部２２ｃが、フーリエ変換処理部２２ａによって再構成された複数の画像Ｓ（ｒａ，ｉ）それぞれについて、図６の（４）に示すように、流速画像Ｖ（ｒａ，ｉ）を作成する（ステップＳ１０７）。さらに、流速画像作成部２２ｃは、作成した複数の流速画像Ｖ（ｒａ，ｉ）をもとに、図６の（５）に示すように、平均流速画像Ｖａｖｇ（ｒａ）を作成する（ステップＳ１０８）。
これに続いて、流速分散画像作成部２２ｄが、流速画像作成部２２ｃによって作成された複数の流速画像Ｖ（ｒａ，ｉ）と平均流速画像Ｖａｖｇ（ｒａ）とから、図６の（６）に示すように、流速分散画像Ｖａｒｉ，Ｖ（ｒａ）を作成する（ステップＳ１０９）。
そして、重畳画像処理部２２ｅが、流速分散画像Ｖａｒｉ，Ｖ（ｒａ）の分散成分を色づけし（ステップＳ１１０）、図６の（７）に示すように、色づけした流速分散画像Ｖａｒｉ，Ｖ（ｒａ）を平均絶対値画像Ｉａｖｇ（ｒａ）に重畳させ、画像表示制御部２６ａが、重畳画像処理部２２ｅによって作成された重畳画像を表示部２５に表示する（ステップＳ１１１）。
上述してきたように、本実施例１では、流速画像作成部２２ｃが、被検体内を流れる体液の流速成分が得られるＥＰＩを複数回繰り返すことによって得られた複数の画像それぞれについて流速成分の分布を表す流速画像を作成する。また、流速分散画像作成部２２ｄが、作成された複数の流速画像を用いて、各流速画像の同一位置ごとに時系列に沿った流速成分の分散を算出し、算出した流速成分の分散の分布を表す流速分散画像を作成する。そして、重畳画像処理部２２ｅが、流速分散画像における流速成分の分散の分布を平均絶対値画像に重畳させ、画像表示制御部２６ａが、重畳画像を表示部２５に表示する。したがって、本実施例１によれば、ＣＳＦの流速変化のように流速変化に周期性がない体液であっても、その流速変化の分布を忠実に画像化することができる。
なお、本実施例１では、重畳画像処理部２２ｅが、平均絶対値画像Ｉａｖｇ（ｒａ）をグレースケールの濃淡画像として用いる場合について説明したが、例えば、平均絶対値画像Ｉａｖｇ（ｒａ）の替わりに他の撮像で得られた画像を用いてもよい。その場合、重畳画像処理部２２ｅは、例えば、Ｔ１強調画像やＴ２強調画像などを用いる。
また、本実施例１では、重畳画像処理部２２ｅが、流速成分の分散の分布を１つの色で表す場合について説明したが、さらに、体液が流れる方向に応じて、統計値の分布の表示態様を変化させるようにしてもよい。その場合、重畳画像処理部２２ｅは、例えば、超音波診断装置におけるパルスドップラーモードのように、血流の流れ方向を赤青の色彩情報で表し、血流の流速を明度で表し、血流の流速成分の分散を緑色で表すことによって、二次元血流画像を作成する。
また、本実施例１では、心電波形に同期させて撮像を繰り返すことによって得られた複数の画像を用いる場合について説明したが（図３を参照）、本発明はこれに限られるわけではない。図７は、本実施例１で用いられるパルスシーケンスの変形例を示す図である。例えば、図７に示すように、心電波形に同期させずに、一定の周期で撮像を複数回繰り返すことによって得られた複数の画像を用いてもよい。ＣＳＦの流速変化は心電同期との相関が低いため、心電波形に同期させずにエコー信号を収集しても支障は少ない。また、一定の周期で撮像を繰り返す場合には、同期撮像で必要な待ち時間（例えば、図３に示したＴｄｅｌａｙ）が不要となるので、より短時間で撮像を行うことができる。
ところで、上記実施例１では、フローエンコード傾斜磁場を用いたＥＰＩ撮像を繰り返すことによって得られた複数の画像を用いて流速成分の分散の分布を画像化する場合について説明したが、本発明はこれに限られるわけではない。例えば、反転励起パルスを印加することによって撮像断面内にある一定の領域をラベリングし、当該領域から流れ出る体液の信号を検出して画像を再構成する撮像方法を用いてもよい（例えば、特開２００１−２５２２６３号公報を参照）。
そこで、以下では、かかる撮像方法を用いる場合を実施例２として説明する。なお、本実施例２では、この撮像方法を「Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ法」と呼ぶ。また、本実施例２に係るＭＲＩ装置の全体構成は図１に示したものと同様であるので、ここでは説明を省略し、本実施例２における画像再構成部、記憶部および制御部の詳細について説明する。
図８は、本実施例２における画像再構成部、記憶部および制御部の構成を示す機能ブロック図である。なお、ここでは説明の便宜上、図２に示した各部と同様の役割を果たす機能部については、同一符号を付すこととしてその詳細な説明を省略する。
図８に示すように、本実施例２における画像再構成部１２２は、特に、フーリエ変換処理部１２２ａ、絶対値画像作成部１２２ｂ、信号強度分散画像作成部１２２ｄ、重畳画像処理部１２２ｅを有する。
フーリエ変換処理部１２２ａは、ｋ空間データ記憶部２３ａに記憶されたｋ空間データに離散２次元フーリエ変換などの再構成処理を施すことによって画像を再構成する。
ここで、本実施例２では、被検体内を流れる体液の流速成分が得られる撮像法として、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ法が用いられる。図９は、本実施例２で用いられるＴｉｍｅ−ＳＬＩＰ法のパルスシーケンスを示す図であり、図１０は、本実施例２におけるＴｉｍｅ−ＳＬＩＰ法によって行われるラベリングの位置の一例を示す図である。
図９に示すように、本実施例２で用いられるＴｉｍｅ−ＳＬＩＰ法では、心電波形（図９に示すＥＣＧ）のＲ波から一定の待ち時間（図９に示すＴＤｔａｇ１）が経過した後に、例えば、図１０に示すように、撮像断面内にある一定の領域を反転励起させるＩＲパルス（図９に示すＰ２１）が印加される。このとき、励起位置に合わせて励起周波数（図９に示すΔｆ）、選択励起の傾斜磁化（図９に示すＧｓｓ、Ｇｒｏ、Ｇｐｅ）を変化させる。
その後、一定時間（図９に示すＴＩ１）が経過した後に、１画像を再構成するのに必要なエコー信号を収集する（図９に示すＰ２２）。なお、図９は、高速スピンエコー法を用いてエコー信号を収集する場合を示している。本実施例２で用いられるＴｉｍｅ−ＳＬＩＰ法では、この収集を複数回繰り返すことによって複数画像分のエコー信号を収集する。
本実施例２では、フーリエ変換処理部１２２ａは、上記で説明したように収集されたエコー信号のｋ空間データそれぞれに離散２次元フーリエ変換などの再構成処理を施すことによって、複数の画像Ｓ（ｒａ，ｉ）を再構成する。
絶対値画像作成部１２２ｂは、フーリエ変換処理部１２２ａによって再構成された画像から信号強度の分布を表す絶対値画像を作成する。具体的には、絶対値画像作成部１２２ｂは、フーリエ変換処理部１２２ａによって再構成された複数の画像Ｓ（ｒａ，ｉ）それぞれについて、以下に示す式（９）で与えられる絶対値画像Ｉ（ｒａ，ｉ）を作成する。
Ｉ（ｒａ，ｉ）＝ａｂｓ｛Ｓ（ｒａ，ｉ）｝ ・・・（９）
図１１は、本実施例２における絶対値画像作成部１２２ｂによって作成される絶対値画像Ｉ（ｒａ，ｉ）の一例を示す図である。図１１に示すように、ラベリングされた領域から流れ出たＣＳＦが画像化されるが、各絶対値画像のもとになるエコー信号が収集された際のＣＳＦの流速がそれぞれ異なるため、各絶対値画像において、ラベリングされた領域から流れ出たＣＳＦによって信号強度が変化している領域は異なる。
さらに、絶対値画像作成部１２２ｂは、作成した複数の絶対値画像Ｉ（ｒａ，ｉ）をもとに、以下に示す式（１０）で与えられる平均絶対値画像Ｉａｖｇ（ｒａ）を作成する。
Figure 0004771490
図８にもどって、信号強度分散画像作成部１２２ｄは、絶対値画像作成部１２２ｂによって作成された複数の絶対値画像を用いて、各絶対値画像の同一位置ごとに体液の流速変化を示す統計値を算出し、算出した統計値の分布を表す統計値画像を作成する。本実施例では、信号強度分散画像作成部１２２ｄは、統計値として、体液の信号値に基づいて時系列に沿った信号強度の分散を算出し、統計値画像として、信号強度の分散の分布を表す信号強度分散画像を作成する。
具体的には、信号強度分散画像作成部１２２ｄは、絶対値画像作成部１２２ｂによって作成された複数の絶対値画像Ｉ（ｒａ，ｉ）と平均絶対値画像Ｉａｖｇ（ｒａ）とから、以下に示す式（１１）で与えられる信号強度分散画像Ｖａｒｉ，Ｉ（ｒａ）を作成する。
Figure 0004771490
重畳画像処理部１２２ｅは、信号強度分散画像作成部１２２ｄによって作成された信号強度分散画像における信号強度の分散の分布を表す重畳画像を作成する。具体的には、重畳画像処理部１２２ｅは、信号強度分散画像Ｖａｒｉ，Ｉ（ｒａ）における信号強度の分散の分布を、絶対値画像作成部１２２ｂによって作成された平均絶対値画像Ｉａｖｇ（ｒａ）に重畳させる。
このとき、重畳画像処理部１２２ｅは、信号強度の分散値の値に応じて、信号強度の分散の分布の表示形態を変化させる。例えば、重畳画像処理部１２２ｅは、平均絶対値画像Ｉａｖｇ（ｒａ）をグレースケールの濃淡画像とし、信号強度分散画像Ｖａｒｉ，Ｉ（ｒａ）における信号強度の分散の分布を以下に示す式（１２）〜（１４）で与えられるＲＧＢ（Red-Green-Blue）値で表す。なお、式（１２）〜（１４）において、Ｐ，ｒｅｄは赤（Ｒｅｄ）の輝度を、Ｐ，ｇｒｅｅｎは緑（Ｇｒｅｅｎ）の輝度を、Ｐ，ｂｌｕｅは青（Ｂｌｕｅ）の輝度を示している。また、ｋＩおよびｋＶは、それぞれ所定の比例係数である。
Ｐ，ｒｅｄ ＝ｋＩ・Ｉａｖｇ（ｒａ）＋ｋＶ・Ｖａｒｉ，Ｉ（ｒａ） ・・・（１２）
Ｐ，ｇｒｅｅｎ＝ｋＩ・Ｉａｖｇ（ｒａ） ・・・（１３）
Ｐ，ｂｌｕｅ ＝ｋＩ・Ｉａｖｇ（ｒａ） ・・・（１４）
これにより、重畳画像において信号強度の分散の分布が赤色で表されるとともに、分散値の値に応じて画素ごとに輝度が変化するので、操作者は体液の流動による信号強度の変化を容易に把握することができるようになる。なお、ここでは、重畳画像処理部１２２ｅが、信号強度の分散の分布を赤色で表す場合について説明したが、例えば、緑色または青色で表すようにしてもよい。
次に、本実施例２に係るＭＲＩ装置１００による画像処理の処理手順について説明する。図１２は、本実施例２に係るＭＲＩ装置１００による画像処理の処理手順を示すフローチャートであり、図１３は、本実施例２に係るＭＲＩ装置１００による画像作成の流れを示す図である。
図１２に示すように、このＭＲＩ装置１００では、制御部２６が、入力部２４を介して操作者からＴｉｍｅ−ＳＬＩＰ法による撮像の撮像条件を受け付ける（ステップＳ２０１）。その後、操作者によって撮像開始が指示されると（ステップＳ２０２，Ｙｅｓ）、制御部２６が、Ｔｉｍｅ−ＳＬＩＰ法によるパルスシーケンスのシーケンス情報を生成し、生成したシーケンス情報をシーケンス制御部１０に送信することによって、エコー信号に基づくｋ空間データを収集する（ステップＳ２０３）。
続いて、フーリエ変換処理部１２２ａが、収集されたｋ空間データに離散２次元フーリエ変換などの再構成処理を施すことによって、図１３の（１）に示すように、複数の画像Ｓ（ｒａ，ｉ）を再構成する（ステップＳ２０４）。
これに続いて、絶対値画像作成部１２２ｂが、フーリエ変換処理部１２２ａによって再構成された複数の画像Ｓ（ｒａ，ｉ）それぞれについて、図１３の（２）に示すように、絶対値画像Ｉ（ｒａ，ｉ）を作成する（ステップＳ２０５）。さらに、絶対値画像作成部１２２ｂは、作成した複数の絶対値画像Ｉ（ｒａ，ｉ）をもとに、図１３の（３）に示すように、平均絶対値画像Ｉａｖｇ（ｒａ）を作成する（ステップＳ２０６）。
その後、信号強度分散画像作成部１２２ｄが、絶対値画像作成部１２２ｂによって作成された複数の絶対値画像Ｉ（ｒａ，ｉ）と平均絶対値画像Ｉａｖｇ（ｒａ）とから、図１３の（４）に示すように、信号強度分散画像Ｖａｒｉ，Ｉ（ｒａ）を作成する（ステップＳ２０７）。
そして、重畳画像処理部１２２ｅが、信号強度分散画像Ｖａｒｉ，Ｉ（ｒａ）の分散成分を色づけし（ステップＳ２０８）、図１３の（５）に示すように、色づけした信号強度分散画像Ｖａｒｉ，Ｉ（ｒａ）を平均絶対値画像Ｉａｖｇ（ｒａ）に重畳させ、画像表示制御部２６ａが、重畳画像処理部１２２ｅによって作成された重畳画像を表示部２５に表示する（ステップＳ２０９）。
上述してきたように、本実施例２では、絶対値画像作成部１２２ｂが、ラベリングされた領域から流れ出る体液の信号を検出して画像を再構成するＴｉｍｅ―ＳＬＩＰ法によって得られた複数の画像それぞれについて信号強度の分布を表す絶対値画像を作成する。また、信号強度分散画像作成部１２２ｄが、作成された複数の絶対値画像を用いて、各絶対値画像の同一位置ごとに時系列に沿った信号強度の分散を算出し、算出した信号強度の分散の分布を表す信号強度分散画像を作成する。そして、重畳画像処理部１２２ｅが、信号強度分散画像における信号強度の分散の分布を平均絶対値画像に重畳させ、画像表示制御部２６ａが、重畳画像を表示部２５に表示する。したがって、本実施例２によれば、実施例１と同様、ＣＳＦの流速変化のように流速変化に周期性がない体液であっても、その流速変化の分布を忠実に画像化することができる。
なお、上記実施例１および２では、統計値として、流速成分あるいは信号強度の分散を算出する場合について説明したが、本発明はこれに限られるわけではない。例えば、統計値として、複数の計算画像上の同一位置における流速成分あるいは信号強度の最大値を算出し、つまり最大値画像Ｖｍａｘ（ｒａ）を作成し、算出した最大値に応じて流速成分を色づけするようにしてもよい。
または、統計値として、各計算画像における同一位置ごとに大きい順に流速成分あるいは信号強度を並べた場合に、全体に対して上位から所定の割合（例えば、上位１０％など）に入る流速成分あるいは信号強度の平均値を算出し、算出した平均値に応じて流速成分を色づけするようにしてもよい。この場合、具体的には、計算画像から同一ピクセルの画素値のヒストグラムを求め、全体に対して上位から所定の割合に入る画素値の平均を算出する。
なお、上記実施例１および２では、ＭＲＩ装置によって撮像された画像を用いる場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えばＸ線ＣＴ装置やＸ線診断装置など、他の診断装置によって撮像された画像を用いる場合にも同様に適用することができる。すなわち、被検体内を流れる体液の流速成分が得られる撮像を複数回繰り返すことによって得られた複数の画像を用いる場合には、本発明を同様に適用することが可能である。
また、上記実施例１および２に係る画像処理方法は、十分な繰り返し回数の撮像が前提となるが、流速の周期的な変化を前提としないため、ＣＳＦのように心電同期とはあまり相関のない動きの画像上での分布を簡便に、かつ安定して得ることができる。また、１ショットの撮像を使用しているため、通常のフェイズシフト法のように平均加算効果によって流速変化が過小評価されるのを防ぐことができる。また、同期撮像を行わない場合には、不規則な動きに関する俯瞰的な情報を比較的簡便に得ることができる。
以上のように、本発明に係る画像処理装置、磁気共鳴イメージング装置および画像処理方法は、被検体内を流れる体液の動態を観測する場合に有用であり、特に、ＣＳＦの流速変化のように心電同期との相関がない流速変化を観測する場合に適している。
本実施例１に係るＭＲＩ装置の全体構成を示す図である。 図１に示した画像再構成部、記憶部および制御部の詳細を示す機能ブロック図である。 本実施例１で用いられるＥＰＩ法のパルスシーケンスを示す図である。 図３に示したパルスシーケンスによる撮像の流れを示す図である。 本実施例１に係るＭＲＩ装置による画像処理の処理手順を示すフローチャートである。 本実施例１に係るＭＲＩ装置による画像作成の流れを示す図である。 本実施例１で用いられるパルスシーケンスの変形例を示す図である。 本実施例２における画像再構成部、記憶部および制御部の詳細を示す機能ブロック図である。 本実施例２で用いられるＴｉｍｅ−ＳＬＩＰ法のパルスシーケンスを示す図である。 本実施例２におけるＴｉｍｅ−ＳＬＩＰ法によって行われるラベリングの位置の一例を示す図である。 本実施例２における絶対値画像作成部によって作成される絶対値画像の一例を示す図である。 本実施例２に係るＭＲＩ装置による画像処理の処理手順を示すフローチャートである。 本実施例２に係るＭＲＩ装置による画像作成の流れを示す図である。 従来のフェイズシフト法のパルスシーケンスを示す図である。
符号の説明
１ 静磁場磁石
２ 傾斜磁場コイル
３ 傾斜磁場電源
４ 寝台
４ａ 天板
５ 寝台制御部
６ 送信ＲＦコイル
７ 送信部
８ 受信ＲＦコイル
９ 受信部
１０ シーケンス制御部
１５ 架台部
２０ 計算機システム
２１ インタフェース部
２２，１２２ 画像再構成部
２２ａ，１２２ａ フーリエ変換処理部
２２ｂ，１２２ｂ 絶対値画像作成部
２２ｃ 流速画像作成部
２２ｄ 流速分散画像作成部
１２２ｄ 信号強度分散画像作成部
２２ｅ，１２２ｅ 重畳画像処理部
２３ 記憶部
２３ａ ｋ空間データ記憶部
２３ｂ 画像データ記憶部
２４ 入力部
２５ 表示部
２６ 制御部
２６ａ 画像表示制御部
１００ ＭＲＩ装置（磁気共鳴イメージング装置）

Claims (6)

  1. トリガ信号に同期して被検体の撮像領域に励起パルスを印加して該撮像領域に含まれるスピンに関するエコー信号を収集し、収集したエコー信号に基づいて磁気共鳴画像を生成する磁気共鳴イメージング装置であって、
    脳脊髄液を含む撮像領域に励起パルスを印加し、一回の励起パルスで一つの画像を再構成し、かつ、再構成した画像に対して流速に比例した位相変化を与えることが可能な撮像法であって、前記脳脊髄液の流速成分が得られる撮像法による撮像を、前記トリガ信号から前記励起パルスを印加するまでの遅延時間を固定して複数回繰り返すことによって得られた複数の画像それぞれについて前記流速成分の分布を表す流速画像を計算画像として作成する計算画像作成手段と、
    前記計算画像作成手段によって作成された複数の流速画像を用いて、各流速画像における同一位置ごとに時系列に沿った前記流速成分の分散を算出し、算出した前記流速成分の分散の分布を表す統計値画像を作成する統計値画像作成手段と、
    前記統計値画像作成手段によって作成された統計値画像における前記流速成分の分散の分布を表示する統計値表示手段と、
    を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 前記計算画像作成手段によって用いられる複数の画像は、前記被検体の生体信号を前記トリガ信号として前記撮像を複数回繰り返すことによって得られたものであることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. 前記計算画像作成手段によって用いられる複数の画像は、一定の周期で発生する信号を前記トリガ信号として前記撮像を複数回繰り返すことによって得られたものであることを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 前記統計値表示手段は、所定の計算画像に重畳させて、前記流速成分の分散の分布を表示することを特徴とする請求項１、２又は３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 前記統計値表示手段は、前記流速成分の分散の値に応じて当該流速成分の分散の分布の表示形態を変化させることを特徴とする請求項１〜４のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 前記統計値表示手段は、前記脳脊髄液が流れる方向に応じて前記流速成分の分散の分布の表示態様を変化させることを特徴とする請求項１〜５のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10459057B2 (en) 2013-02-08 2019-10-29 Toshiba Medical Systems Corporation Image processing apparatus, magnetic resonance imaging apparatus and image processing method
US10470685B2 (en) 2012-08-22 2019-11-12 Samsung Electronics Co., Ltd. Method and apparatus for capturing magnetic resonance image

Families Citing this family (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2014054565A (ja) * 2009-09-30 2014-03-27 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置、および、表示処理システム
JP5433436B2 (ja) * 2009-09-30 2014-03-05 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置、および、磁気共鳴イメージング方法
CN103781416B (zh) * 2011-07-07 2016-09-14 小利兰·斯坦福大学托管委员会 使用体相位对比mri的全面的心血管分析
JP6218397B2 (ja) 2012-04-04 2017-10-25 東芝メディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置及び方法
JP2013228226A (ja) * 2012-04-24 2013-11-07 Toshiba Corp Ｐｅｔ−ｍｒｉ装置
JP6423066B2 (ja) * 2012-04-27 2018-11-14 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 画像処理装置及び磁気共鳴イメージング装置
JP6261871B2 (ja) * 2012-04-27 2018-01-17 東芝メディカルシステムズ株式会社 画像処理装置及び磁気共鳴イメージング装置
BR112015018553A2 (pt) * 2013-02-06 2017-07-18 Koninklijke Philips Nv aparelho médico, método para controle de um aparelho médico e produto de programa de computador contendo instruções executáveis por máquina operáveis
JP6091989B2 (ja) * 2013-05-10 2017-03-08 東芝メディカルシステムズ株式会社 画像処理装置及び磁気共鳴イメージング装置
WO2014185521A1 (ja) * 2013-05-17 2014-11-20 学校法人北里研究所 磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置、画像診断装置、画像解析装置、ｍｒｉ画像作成方法およびプログラム
WO2016132176A1 (en) * 2015-02-19 2016-08-25 Synaptive Medical (Barbados) Inc. Systems and methods for measuring global glymphatic flow using magnetic resonance imaging
US9805662B2 (en) * 2015-03-23 2017-10-31 Intel Corporation Content adaptive backlight power saving technology
DE102015109678A1 (de) * 2015-06-17 2016-12-22 Julius-Maximilians-Universität Würzburg Dynamische Fourier-Raum-Magnetresonanz
US10743785B2 (en) 2015-08-27 2020-08-18 The Regents Of The University Of California Hybrid one- and two-sided flow-encoding only (HOTFEO) for velocity-encoding phase contrast MRI
US10145926B2 (en) * 2015-11-30 2018-12-04 Siemens Healthcare Gmbh Phase-cycled steady-state free precession imaging
JP7305014B1 (ja) * 2022-02-17 2023-07-07 功憲 末次 頭部傾け動作支援システムおよび頭部傾け動作支援プログラム

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH01148250A (ja) 1987-12-04 1989-06-09 Hitachi Ltd 磁気共鳴検査装置
US4918386A (en) * 1988-12-23 1990-04-17 General Electric Company Method for simultaneously obtaining three-dimensional NMR angiograms and stationary tissue NMR images
JP3018196B2 (ja) * 1990-07-04 2000-03-13 名古屋大学長 画像表示装置
US5281914A (en) * 1991-08-09 1994-01-25 The Johns Hopkins University Method of vector magnetic resonance measurement and imaging and associated apparatus
JP3366398B2 (ja) * 1993-10-25 2003-01-14 株式会社日立メディコ Ｍｒｉ装置
JPH10234695A (ja) * 1997-02-21 1998-09-08 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
AU6673498A (en) * 1997-03-10 1998-09-29 Robin Medical Inc. Method and apparatus for the assessment and display of variability in mechanicalactivity of the heart, and enhancement of ultrasound contrast imaging by variab ility analysis
TW399234B (en) 1997-07-02 2000-07-21 Yamaha Corp Wiring forming method
EP1047953B1 (en) * 1998-11-18 2006-03-22 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance method and device
DE60027887T2 (de) * 1999-12-15 2006-12-28 Koninklijke Philips Electronics N.V. Diagnostische bildgebungseinheit mit ultraschallsensor
JP4594482B2 (ja) * 2000-03-14 2010-12-08 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング方法及び磁気共鳴イメージング装置
US8315450B2 (en) 2004-11-24 2012-11-20 Wisconsin Alumni Research Foundation Method and system for display of medical image data
JP4622715B2 (ja) * 2005-07-15 2011-02-02 株式会社日立製作所 画像データ解析方法およびシステム
JP5002222B2 (ja) * 2006-09-13 2012-08-15 学校法人東海大学 磁気共鳴イメージング装置

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10470685B2 (en) 2012-08-22 2019-11-12 Samsung Electronics Co., Ltd. Method and apparatus for capturing magnetic resonance image
US10459057B2 (en) 2013-02-08 2019-10-29 Toshiba Medical Systems Corporation Image processing apparatus, magnetic resonance imaging apparatus and image processing method

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