CN103764025A - 磁共振成像装置以及磁化率强调图像生成方法 - Google Patents

磁共振成像装置以及磁化率强调图像生成方法 Download PDF

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Abstract

本发明提供一种无论静磁场方向与摄像断面之间的位置关系如何，都得到能够对关注组织与周边组织之间的对比度差进行强调的磁化率强调图像的技术。在将相位图像变换为不依赖于静磁场方向的磁化率分布图像后，使用该磁化率分布图像来生成用于加权的权重图像。生成的权重图像根据目的来对关注组织与周边组织之间的对比度进行强调。并且，通过将该权重图像与绝对值图像交叠，得到根据目的来将磁化率差强调了的磁化率强调图像。

Description

磁共振成像装置以及磁化率强调图像生成方法
技术领域
本发明涉及一种磁共振成像(MRI)技术。特别地，涉及一种重构后的图像的图像处理技术。 
背景技术
磁共振成像(MRI)装置是一种向被放置在了静磁场内的被检测对象施加高频磁场、梯度磁场，对由于核磁共振而从被检测对象中产生的信号进行测量，并图像化的医用图像诊断装置。在MRI装置中，主要有水平磁场的隧道(tunnel)型与垂直磁场的开放(open)型两类，前者在与被检测对象的体轴平行的方向上施加静磁场，后者在与被检测对象的体轴垂直的方向上施加静磁场。 
在MRI装置中，能够在任意的摄像面上获取图像。关于摄像面，除了将身体分割为头侧与脚侧的横断面、分割为腹侧与背侧的冠状断面、分割为左右的矢状断面这三个相互正交的断面之外，还有以任意的角度来斜着分割身体的斜(oblique)断面。 
关于MRI装置，一般来讲，在施加对摄像面进行特定的层梯度磁场的同时，提供使其面内的磁化激发的激发脉冲(高频磁场脉冲)，并得到在由此激发出的磁化收敛的阶段中产生的核磁共振信号(回波)。此时，为了向磁化赋予位置信息，则从激发开始到得到回波为止之间，施加在摄像面上相互垂直的方向的相位编码(encode)梯度磁场以及读出(read-out)梯度磁场。测量出的回波被配置在横轴为kx、纵轴为ky的k空间，并通过逆傅立叶变换来进行图像重构。 
被重构的图像的各像素值为由绝对值与偏角(相位)构成的复数。该绝对值与相位由静磁场强度、静磁场的方向、由摄像序列的种类、像素尺寸、反复时间等构成的摄像参数、被检测对象内的磁化密度、缓和时间(T、T2)等确定。 
在通常的诊断中，使用以绝对值为像素值的浓淡图像(绝对值图像)。绝对值图像在组织结构的描绘上有优势，具有质子(氢原子核)密度强调图像、T1强调图像、T2强调图像、扩散强调图像、血管图像等各种种类的图像。另一方面，以相位为像素值的浓淡图像(相位图像)是对磁场强度的空间分布进行反映的图像。相位图像多用于测量参数的调整等，迄今为止不太用于诊断。 
但是近年来，利用了相位图像反映组织间的磁化率差这一特点的SWI法(磁敏感加权成像法，Susceptibility Weighted Imaging)被开发和运用(例如，参见专利文献1)。SWI法是涉及图像处理的技术，使用相位图像来进行绝对值图像的加权。在被实施了基于SWI法的图像处理的图像中，多包含常磁性体，并描绘具有比周围组织高的磁化率值的静脉、小出血灶、铁沉淀部位等。 
在SWI法中，首先，使用相位图像来制作作为使负相位区域的信号降低的加权图像的相位遮罩(mask)图像，通过将该相位遮罩图像与绝对值图像交叠，从而制作将负相位区域描黑强调的图像(磁化率强调图像)。此外，在显示磁化率强调图像时，对连续的多张磁化率强调图像实施最小值投影(minimum Intensity Projection：minIP)处理。minIP处理是将多张图像投影到一张图像的方法之一。在被投影的图像中，对于每个像素，将投影的多张图像中的最小值设定为像素值。 
对由于组织间的磁化率差而产生的局部磁场变化进行反映的相位图像的对比度根据静磁场的方向而变化。因此，将相位图像用于加权图像的制作的基于SWI法的磁化率强调图像的对比度也根据静磁场的方向而变化。例如，已知在基于SWI法的磁化率强调图像中，存在静磁场方向依赖性，也就是说虽然能够强调与静磁场方向接近垂直的摄像断面的静脉，但除此之外的摄像断面，特别是与静磁场方向平行的摄像断面的静脉的描绘能力降低(例如，参见专利文献2)。 
在先技术文献 
专利文献 
专利文献1：美国专利第6658280号说明书 
专利文献2：日本特开200893418号公报 
发明要解决的课题 
在SWI法中，由于存在静磁场方向依赖性，因此在通过水平磁场MRI装置来获取的冠状断面、矢状断面，通过垂直磁场MRI装置来获取的横断面、矢状断面等除了与静磁场方向垂直之外的摄像断面的磁化率强调图像中，不能够对静脉等关注组织与其周边组织的对比度差进行强调，诊断能力降低。因此，若要得到诊断能力高的图像，则根据所使用的MRI装置的静磁场方向，在摄像断面上存在制约。 
发明内容
本发明鉴于上述情况而作出，其目的在于，提供一种无论静磁场方向与摄像断面的位置关系如何，都能够得到对关注组织与其周边组织之间的对比度差进行强调的磁化率强调图像的技术。 
解决课题的手段 
本发明在将相位图像变换为不依赖于静磁场方向的磁化率分布图像后，使用该磁化率分布图像来生成用于加权的权重图像。生成的权重图像根据目的来对关注组织与周边组织之间的对比度差进行强调。并且，通过将该权重图像与绝对值图像交叠，根据目的来得到磁化率差被强调了的磁化率强调图像。 
具体来讲，提供一种磁共振成像装置，具备：测量部，其对被放置在静磁场中的被检测对象施加高频磁场以及梯度磁场，将从所述被检测对象中产生的核磁共振信号作为复信号来进行检测；运算部，其对所述复信号进行运算，并生成图像；和显示处理部，其将生成的所述图像显示在显示装置，所述运算部具备：图像重构部，该图像重构部根据所述复信号，来对各像素值为复数的复图像进行重构；和图像变换部，该图像变换部将所述复图像变换为磁化率强调图像，所述图像变换部具备：复图像变换部，该复图像变换部根据所述复图像的各像素的复数的绝对值成分以及相位成分，来分别生成绝对值图像以及相位图像；磁场图像生成部，该磁场图像生成部根据所述相位图像，来生成表示空间上的磁场强度的分布的磁场图像；磁化率分布图像生成部，该磁化率分布图像生成部根据所述磁场图像，来生成磁化率分布图像；权重图像生成部，该权重图像生成部根据所 述磁化率分布图像，来生成进行对关注组织与周边组织之间的对比度差进行强调的加权的权重图像；和磁化率强调图像生成部，该磁化率强调图像生成部将所述绝对值图像与所述权重图像交叠，来生成磁化率强调图像。 
此外，提供一种磁化率强调图像生成方法，其根据各像素值为复数的复图像，生成对根据该复图像而计算的磁化率差进行强调的磁化率强调图像，包含：复图像变换步骤，其根据所述复图像的各像素的复数的绝对值成分以及相位成分，分别生成绝对值图像以及相位图像；磁场图像生成步骤，其根据所述相位图像，来生成表示空间上的磁场强度的分布的磁场图像；磁化率分布图像生成步骤，其根据所述磁场图像，来生成磁化率分布图像；权重图像生成步骤，其根据所述磁化率分布图像，生成进行对关注组织与周边组织之间的对比度差进行强调的加权的权重图像；和磁化率强调图像生成步骤，其将所述绝对值图像与所述权重图像交叠，来生成磁化率强调图像 
发明效果 
根据本发明，无论静磁场方向与摄像断面的位置关系如何，都能够得到对关注组织与周边组织之间的对比度差进行强调的磁化率强调图像。 
附图说明
图1(a)是垂直磁场方式的磁共振成像装置的外观图，(b)是水平磁场方式的磁共振成像装置的外观图，(c)是提高了开阔感的磁共振成像装置的外观图。 
图2是表示第一实施方式的MRI装置的示意结构的框图。 
图3是第一实施方式的计算机的功能框图。 
图4是第一实施方式的摄像处理的流程图。 
图5是RSSG序列的脉冲序列图。 
图6(a)-(c)是用于对通过水平磁场MRI装置而获取到的横断面的相位图像的一个例子进行说明的说明图，(d)-(f)分别是用于对(a)-(c)所示的相位图像的亮度曲线(profile)进行说明的说明图。 
图7(a)-(c)是用于对通过垂直磁场MRI装置而获取到的横断面的相位图像的一个例子进行说明的说明图，(d)-(f)分别是用于对(a) -(c)所示的相位图像的亮度曲线进行说明的说明图。 
图8是第一实施方式的图像变换处理的流程图。 
图9是第一实施方式的相位图像处理的流程图。 
图10是第一实施方式的磁化率分布图像生成处理的流程图。 
图11(a)是第一实施方式的磁化率权重图像生成部的功能框图，(b)是第一实施方式的阈值确定部的功能框图。 
图12(a)-(c)是用于对通过SWI法而制作出的磁化率强调图像的一个例子进行说明的说明图，(d)-(f)分别是用于对(a)-(c)所示的磁化率强调图像的亮度曲线进行说明的说明图。 
图13(a)-(c)是用于对通过第一实施方式的图像变换处理而得到的磁化率强调图像的一个例子进行说明的说明图，(d)-(f)分别是用于对(a)-(c)所示的磁化率强调图像的亮度曲线进行说明的说明图。 
图14(a)是用于对通过水平磁场MRI装置而得到的冠状断面的相位图像进行说明的说明图，(b)、(c)是用于对通过水平磁场MRI装置而得到的冠状断面上的静脉的相位图像的概况进行说明的说明图，(d)、(e)是用于对(a)所示的图像的亮度曲线进行说明的说明图。 
图15(a)是用于对通过SWI法而制作出的磁化率强调图像的一个例子进行说明的说明图，(b)是用于对(a)所示的磁化率强调图像的亮度曲线进行说明的说明图，(c)是用于对通过SWI法而制作出的磁化率强调图像中的静脉描绘能力进行说明的说明图。 
图16(a)是用于对通过第一实施方式的图像变换处理而得到的磁化率强调图像的一个例子进行说明的说明图，(b)是对(a)所示的磁化率强调图像的亮度曲线进行说明的说明图，(c)是用于对通过第一实施方式的图像变换处理而得到的磁化率强调图像中的静脉描绘能力进行说明的说明图。 
图17是第二实施方式的计算机的功能框图。 
图18是第二实施方式的相位遮罩图像生成部的功能框图。 
图19是第二实施方式的图像变换处理的流程图。 
具体实施方式
下面，参照附图来对应用本发明的实施方式进行说明。下面，在用于对本发明的实施方式进行说明的所有图中，在未特别明示的情况下，具有相同功能的部件赋予相同符号，并省略其反复说明。此外，本发明并不由下面的表述所限定。 
<<第一实施方式>> 
对本发明的第一实施方式进行说明。首先，对本实施方式的MRI装置进行说明。图1是本实施方式的MRI装置的外观图。图1(a)是为了提高开阔感而将磁铁上下分离了的汉堡型(开放型)的垂直磁场方式的MRI装置(垂直磁场MRI装置)101。图1(b)是通过螺线管线圈来生成静磁场的使用隧道型磁铁的水平磁场方式的MRI装置(水平磁场MRI装置)102。此外，图1(c)是使用与图1(b)相同的隧道型磁铁，通过缩短磁铁的进深并倾斜，从而提高了开阔感的MRI装置103。另外，各MRI装置的形态分别为垂直磁场方式、水平磁场方式的一个例子，并不限定于此。 
在本实施方式中，目的在于无论MRI装置的静磁场方向与摄像断面之间的位置关系如何，都得到高诊断能力的磁化率强调图像。因此，在本实施方式中，MRI装置的结构可以为上述任意一种。下面，以将本实施方式用于图1(a)所示的垂直磁场MRI装置101的情况为例来进行说明。此外，下面，在本实施方式中，使用以MRI装置101的静磁场方向为z方向，以与其垂直的2个方向中、与被检测对象的体轴垂直的方向为x方向，以与被检测对象的体轴平行的方向为y方向的坐标系。此外，下面将静磁场简称为磁场。 
图2是表示本实施方式的MRI装置101的示意结构的框图。MRI装置101具备：在与被检测对象垂直的方向上产生静磁场的磁体(magnet)201、产生梯度磁场的梯度磁场线圈202、时序器(sequencer)204、梯度磁场电源205、高频磁场产生器206、照射高频磁场并检测核磁共振信号(回波)的探头207、接收器208、计算机209、显示装置210、以及存储装置211。被检测对象(例如，生物体)203被放置在床上(桌子)等，被安置在磁体201产生的静磁场空间内。 
时序器204向梯度磁场电源205以及高频磁场产生器206发送命令，使其分别产生梯度磁场以及高频磁场。所产生的高频磁场通过探头207而 被施加给被检测对象203。从被检测对象203中产生的回波通过探头207而被接收，并由接收器208进行检波。作为检波基准的核磁共振频率(检波基准频率f0)由时序器204设置。被检波的信号被送到计算机209，并在这里进行图像重构等信号处理。其结果显示在显示装置210。根据需要，也可以使存储装置211对被检波了的信号、测定条件、信号处理后的图像信息等进行存储。 
时序器204根据预先被程序化了的定时、强度来进行控制以使得各部进行动作。在程序中，特别是对高频磁场、梯度磁场、信号接收的定时、强度进行表述的部分被称为脉冲序列。根据目的不同，已知脉冲序列有各种种类。在本实施方式的MRI装置101中，使用与磁场强度的空间分布的不均匀性相应的GrE(Gradient Echo，梯度回波)系的脉冲序列。在GrE系的脉冲序列中，存在例如RSSG(RF-spoiled-Steady-state Acquisition with Rewound Gradient-Echo)序列。 
本实施方式的计算机209根据脉冲序列来使MRI装置101的各部动作，测量回波，并对测量出的回波进行后述的各种运算，从而得到所希望的对比度的图像。 
为了实现此目的，本实施方式的计算机209，如图3所示，具备：测量部310，其向时序器204指示回波的测量，并将所得的回波配置在k空间；运算部320，其对被配置在k空间的回波进行运算，并生成图像；和显示处理部330，其将所得的图像显示在显示装置210。此外，运算部320具备：图像重构部321，其根据被配置在k空间的回波来重构复图像；和图像变换部322，其对重构了的复图像进行规定的运算，并制作磁化率强调图像。 
计算机209的这些功能是通过计算机209的CPU将被保存在存储装置211中的程序载入到存储器中并执行来实现的。 
首先，沿着处理的流程，来对基于本实施方式的计算机209的测量部310、运算部320(图像重构部321、图像变换部322)、显示处理部330的摄像处理进行详细说明。图4是本实施方式的摄像处理的处理流程。 
若包含TE(回波时间)在内的各种摄像条件被设定，并接收到摄像开始的指示，则测量部310进行测量(步骤S1101)。这里，测量部310根 据预先规定的脉冲序列，来对时序器204进行指示，获取回波信号并配置在k空间。时序器204根据指示，如上所述，向梯度磁场电源205以及高频磁场产生器206发送命令，使其分别产生梯度磁场以及高频磁场。然后，通过探头207来接收，并将在接收器208中进行了检波的回波作为复信号来接收。 
此时，在本实施方式中，如上所述使用GrE系的脉冲序列。在使用GrE系的脉冲序列来获取三维图像信息的方法中，存在获取多张二维图像的方法和一次获取三维图像的方法，使用哪种方法都可以。 
这里，使用作为一个例子的RSSG序列，来对本实施方式中使用的GrE系的脉冲序列进行说明。图5是RSSG序列的脉冲序列图。在本图中，RF、Gs、Gp、Gr分别表示高频磁场、层梯度磁场、相位编码梯度磁场、读出梯度磁场。在本实施方式中，Gs为y方向的梯度磁场，Gp为x方向的梯度磁场，Gr为z方向的梯度磁场。 
在RSSG序列中，施加层梯度磁场脉冲401并照射高频磁场(RF)脉冲402，对被检测对象203内的规定层的磁化进行激发。接下来，向磁化的相位施加用于对层方向以及相位编码方向的位置信息进行附加的层编码梯度磁场脉冲403以及相位编码梯度磁场脉冲404。在施加了使像素内核磁化的相位分散的失相(dephase)用的读出梯度磁场脉冲405之后，施加用于附加读出方向的位置信息的读出梯度磁场脉冲406，并测量一个核磁共振信号(回波)407。最后，施加重新配相(rephase)用的层编码梯度磁场脉冲408以及相位编码梯度磁场脉冲409。这些是用于使通过层编码梯度磁场脉冲403以及相位编码梯度磁场脉冲404而被失相了的核磁化相位收敛的梯度磁场脉冲。 
测量部310使层编码梯度磁场脉冲403、408(层编码量ks)以及相位编码梯度磁场脉冲404、409(相位编码量kp)的强度与RF脉冲402的相位变化，并以反复时间TR来反复执行以上顺序，对为了得到1张图像所必须的回波407进行测量。另外，此时，RF脉冲402的相位每次增加例如117度。此外，在图5中，连字符后面的数字表示第几次反复。 
此外，被测量出的各回波407被配置了在以kr、kp、ks为坐标轴的三维k空间上。此时，一个回波407在k空间上占用与kr轴平行的1个 线段。若将TE(从RF脉冲402的照射开始到回波407的测量为止的时间)设定较短，则通过该RSSG序列得到的绝对值图像为T1(纵缓和时间)强调图像，若将TE设定较长，则通过该RSSG序列得到的绝对值图像为反映了像素内的相位分散的T2＊强调图像。 
若结束测量，则图像重构部321进行根据被配置在k空间的回波来对图像进行重构的图像重构处理(步骤S1102)。这里，图像重构部321对被配置在k空间上的回波(数据)进行三维逆傅立叶变换等的处理，并对各像素值由复数表示的复图像进行重构。 
图像变换部322对得到的复图像进行后述的各种图像变换处理(步骤S1103)。在本实施方式中，图像变换部322将通过图像重构部321而得到的复图像变换为磁化率强调图像。关于本实施方式的图像变换处理后面详细说明。 
然后，显示处理部330将得到的磁化率强调图像作为浓淡图像来显示在显示装置210(步骤S1104)。在本实施方式中，对连续的多张层进行minIP处理并显示。另外，也可以使用体绘制(volume rendering)等其他方法来使多个图像信息统一显示，也可以只显示一张磁化率强调图像。 
接下来，对本实施方式的图像变换部322的图像变换处理进行说明。本实施方式的图像变换部322，如上所述，进行获得不依赖于静磁场方向的磁化率强调图像的图像变换处理。在本实施方式的图像变换处理的说明之前，先对公知的SWI法中的图像变换处理以及所得到的磁化率强调图像的静磁场方向依赖性进行说明。 
在SWI法中，使用权重图像来对绝对值图像进行强调相位差的处理，并制作磁化率强调图像。作为为了强调相位差而使用的权重图像，使用根据相位图像而制作的相位遮罩图像。因此，对比度根据静磁场方向而变化的所谓相位图像的方向依赖性，是直接被磁化率强调图像继承的。下面，首先对相位图像的静磁场方向依赖性进行说明，接下来对基于SWI法的磁化率强调图像的静磁场方向依赖性进行说明。 
通过式(1)以及式(2)来表示相位与磁场之间的关系以及磁场与磁化率之间的关系。下面，在本说明书内的公式中，r表示具有大小及方向的向量(vektor)。 
[式1] 
&phi; ( r ) = - &delta; ( r ) &gamma; B 0 &tau; TE &CenterDot; &CenterDot; &CenterDot; ( 1 )
这里，φ(r)是位置r的相位，δ(r)是在将图像内任意位置的磁场强度设为基准时的位置r的相对磁场强度，γ是磁旋转比，B0是静磁场强度，τTE是TE(回波时间)。另外，MRI中作为摄像对象的质子γ为267.4×106T-1s-1。 
[式2] 
&delta; ( r ) = 1 4 &pi; &Integral;&chi; ( r &prime; ) 3 cos 2 &alpha; - 1 | r &prime; - r | 3 d 3 r &prime; &CenterDot; &CenterDot; &CenterDot; ( 2 )
这里，χ(r)是图像内位置r的磁化率，α是垂直磁场方式的MRI(MRI装置101)的静磁场方向(z方向)与向量(r’-r)形成的角。此外，cosα由下面的式(3)表示。 
[式3] 
cos &alpha; = | r &prime; z - r z | | r &prime; - r | &CenterDot; &CenterDot; &CenterDot; ( 3 )
另外，rz、r’z分别为向量r、r’的z成分。 
生物体内的磁化率分布，不管静磁场方向如何都为恒定。但是，如式(2)所示，生物体内的磁场分布根据静磁场方向而变化。因此，如式(1)所示，与磁场分布成比例的相位图像的像素值也根据静磁场方向而变化。因此，在相位图像中，产生磁化率差的区域与其周边之间的对比度根据静磁场方向而变化。也就是说，在相位图像中，产生磁化率差的区域与其周边之间的对比度根据静磁场方向而变化。 
如上所述，在SWI法中，使用相位图像来制作使负相位区域的信号降低的相位遮罩图像，通过将该相位遮罩图像与绝对值图像交叠，从而得到将负相位区域描黑强调的图像，来作为磁化率强调图像。因此，在通过SWI法而得到的磁化率强调图像中，仅对具有负相位值的区域进行描黑强调。这样，由于基于SWI法的磁化率强调图像使用采用相位图像制作的相位遮罩图像，因此其对比度的变化也与相位图像的对比度的变化对应。 
图6和图7分别表示相位图像的对比度依赖于静磁场方向的具体的例子。这里，将强调对象组织(关注组织)设为静脉。图6与图7是用于通过摄像断面方向与静磁场方向之间的关系，来对静脉的相位图像对比度是如何变化的进行说明的图。这里，表示将摄像断面设为横断面，将静磁场方向设为水平方向与垂直方向这两个方向的情况下的计算机模拟的结果。 
图6(a)-(c)是使用了水平磁场MRI装置102的情况下的横断面的相位图像501、502、503，图6(d)-(f)分别为通过图6(a)-(c)的相位图像501、502、503上的虚线表示的线段的亮度曲线511、512、513。也就是说，图6(a)-(f)表示摄像断面与静磁场方向100垂直的情况下的相位图像以及亮度曲线。另一方面，图7(a)-(c)是使用了垂直磁场MRI装置101的情况下的横断面的相位图像521、522、523，图7(d)-(f)分别为通过图7(a)-(c)的相位图像521、522、523上的虚线表示的线段的亮度曲线531、532、533。也就是说，图7(a)-(f)表示摄像断面与静磁场方向平行的情况下的相位图像以及亮度曲线。另外，图6(a)-(c)中与纸面垂直的方向、图7(a)-(c)中纸面的上下方向分别为静磁场方向100。 
在图6(a)-(c)以及图7(a)-(c)的任意一个中，均假设3种静脉模型：具有在与水平磁场和垂直磁场都垂直的方向(图6(a)、图7(a))上有走向的静脉541的静脉模型；具有在与垂直磁场平行的方向(图6(b)、图7(b))上有走向的静脉542的静脉模型；具有在与水平磁场平行的方向(图6(c)、图7(c))上有走向的静脉543的静脉模型。全部为通过10层来进行minIP处理。各静脉模型假设半径为3个像素，静脉外磁化率为0ppm，静脉内磁化率为0.4ppm，模拟条件为将矩阵尺寸设为128x128x128，将静磁场强度设为1.5T，将TE设为40ms。在计算机模拟中，基于以上条件，首先，使用式(2)，根据各静脉的磁化率分布图像来计算磁场图像，接下来，使用式(1)，根据磁场图像来计算相位图像。 
如图6(a)-(c)的相位图像501、502、503以及图6(d)-(f)的亮度曲线511、512、513所示，在通过水平磁场MRI装置102而获取到的横断面的相位图像501、502、503中，所有的静脉模型的静脉541、542、 543内与周边组织相比都被描黑强调显示。也就是说，所有方向的静脉内相位均为负。另一方面，如图7(a)-(c)的相位图像521、522、523以及图7(d)-(f)的亮度曲线531、532、533所示，在通过垂直磁场MRI装置101而获取到的横断面的相位图像521、522、523中，与静磁场方向100平行的静脉模型的静脉542内与周边组织相比被描黑强调显示，相对地，与静磁场方向100垂直的静脉模型的静脉541、542内未被描黑强调显示。也就是说，与静磁场方向100平行的静脉内的相位为负，相对地，与静磁场方向100垂直的静脉内的相位为正。 
这样，相位依赖于静磁场方向。相位表示生物体内的磁场分布。另一方面，生物体内的磁化率分布，不管静磁场方向如何都始终为固定。在本实施方式中，对此进行利用，根据磁化率分布来进行强调磁化率差的处理，并制作磁化率强调图像。 
为了实现此目的，本实施方式的图像变换部322如图3所示，具备：复图像变换部323、相位图像处理部324、磁场图像生成部325、磁化率分布图像生成部326、磁化率权重图像生成部327、和磁化率强调图像生成部328。下面，沿着基于本实施方式的图像变换部322的图像变换处理的流程，来对各部的处理进行说明。图8是本实施方式的图像变换处理的处理流程。 
若图像变换处理开始，则首先，复图像变换部323根据图像重构部321生成的复图像，来生成绝对值图像以及相位图像(步骤S1201)。绝对值图像以及相位图像分别由复图像的各像素的复数绝对值成分以及相位成分分别制作。 
像素i的绝对值图像的亮度值S(i)以及相位图像的亮度值φ(i)是使用复图像的亮度值c(i)，分别根据式(4)和式(5)来计算的。另外，arg{z}表示z的偏角。 
[式4] 
S(i)＝|c(i)|···(4) 
[式5] 
φ(i)=arg{c(i)}···(5) 
接下来，相位图像处理部324对相位图像进行预先规定的相位图像处理(步骤S1202)。在本实施方式中，进行3种相位图像处理。使用图9的处理流程，来对本实施方式的相位图像处理部324进行的3种相位图像处理进行说明。但是，以下所举的3个处理为一个例子，但不必限定于此。此外，也可以省略这3个处理中的几个处理。此外，各处理的处理顺序不受限制。 
首先，相位图像处理部324，根据相位图像来进行对大范围的相位变化进行除去的大范围相位变化除去处理(步骤S1301)。大范围相位变化除去处理，是对因组织间的磁化率变化而引起的局部相位变化进行计算的处理。该大范围的相位变化，因依赖于摄像对象部位(例如，头部等)的形状等而产生的静磁场的不均匀，因而与空间频率区域(k空间)中的低频成分对应。在本实施方式中，首先，对于所摄像的三维图像(原图像)，按每个二维图像分别实施低通滤波处理，并计算低分辨率图像。然后，通过使用低分辨率图像来对原图像进行复除法，从而将包含在低分辨率图像中的大范围相位变化从原图像中除去。 
另外，关于对大范围的相位变化进行除去的方法，有各种公知的方法。例如，除了上述方法以外，还存在通过使用低次多项式来对三维图像进行拟合(fitting)，从而提取大范围的相位变化，并将其从原图像中减去的方法等。在本实施方式的大范围相位变化除去处理中，也可以使用这样的其他方法。 
接下来，相位图像处理部324进行对相位的返回进行修正的相位返回修正处理(步骤S1302)。在相位图像的一部分区域中，从-π起超过了π的范围的相位值被返回到从-π起到π的范围内。在本实施方式中，使用作为公知方法的区域放大法等，对返回到从-π起到π的范围的相位值进行修正。 
接下来，相位图像处理部324在相位图像中，仅对噪声成分的区域(噪声区域)实施噪声遮罩处理(步骤S1303)。相位图像处理部324首先使用绝对值图像，来制作遮罩图像。遮罩图像是使用预先规定的阈值，将具有比该阈值小的值的区域的像素值设为0，将其以外的区域的像素值设为1，而制作的。然后，将制作出的遮罩图像与相位图像交叠。 
另外，关于噪声遮罩处理法，有各种公知的方法。例如，作为用于噪声遮罩处理的遮罩图像，也可以使用将空气区域的像素值设为0的方法。在这种情况下，相位图像处理部324对大脑与空气之间的边界部分进行检测，并基于检测结果来提取空气区域。在本实施方式的噪声遮罩处理中，也可以使用这样的其他方法。 
另外，也可以不进行相位图像处理。在这种情况下，图像变换部322也可以不具备相位图像处理部324。 
接下来，磁场图像生成部325，根据相位图像，生成对空间上的磁场强度的分布进行表示的磁场图像(步骤S1203)。磁场图像是使用上述式(1)所示的相位与磁场之间的关系而生成的。在本实施方式中，是根据通过相位图像处理部324进行相位图像处理后的相位图像而生成的。另外，在不进行相位图像处理的情况下，根据复图像变换部323所制作的相位图像而生成。 
磁化率分布图像生成部326，根据磁场图像来生成磁化率分布图像(步骤S1204)。根据图10的处理流程，来对基于本实施方式的磁化率分布图像生成部326的磁化率分布图像生成处理顺序进行说明。 
磁化率分布图像生成部326，首先，确定对计算出的磁场图像与计算的磁化率分布图像候补之间的差进行表示的误差函数(步骤S1401)。然后，确定将误差函数设为最小的磁化率分布图像候补(步骤S1402)，并将确定的磁化率分布图像候补设为磁化率分布图像(步骤S1403)。 
在误差函数的确定中，使用由式(2)表示的相对磁场强度δ与磁化率χ之间的关系。由于以磁场图像内的全部像素为对象，因此若将式(2)以矩阵式来表现，则如式(6)所示来进行表示。 
[式6] 
δ＝Cχ···(6) 
这里，δ是具有总像素数N的大小的磁场图像的列向量，χ为磁化率分布图像候补的列向量。此外，C是具有N×N的大小，相当于针对χ的卷积运算的矩阵。 
本实施方式的磁化率分布图像生成部326，使用式(6)，通过最小二乘法来求出磁化率分布图像。为此，磁化率分布图像生成部326，使用下 面的式(7)所示的误差函数e(χ)，来确定对其进行最小化的磁化率分布图像候补。 
[式7] 
e(χ)＝|W·(Cχ-δ)|2···(7) 
这里，W是具有N的大小的列向量，是加权到各像素的误差上的系数向量。此外，·表示每个向量要素的乘法，|＊|表示＊的绝对值。 
在本实施方式中，关于式(7)的系数向量W，使用绝对值图像的像素值。具体来讲，根据下面的式(8)来得到任意像素i(i＝1，2，…，N)中的系数向量的值W(i)。 
[式8] 
W ( i ) = S ( i ) S max &CenterDot; &CenterDot; &CenterDot; ( 8 )
这里，S(i)是像素i的绝对值(绝对值图像的像素值)，Smax是绝对值图像的所有像素值中的最大值。图像的信噪比(SN比：Signal-to-Noise)降低，并且基于噪声的相位偏差增加。通过将与SN比成比例的绝对值图像的像素值用于系数向量W，从而能够减小对相位偏差大的像素的误差函数的贡献，并使计算的磁化率分布图像χ的精确度提高。 
另外，计算的误差函数并不限于式(7)、式(8)的形式。例如，系数向量W也可以对绝对值图像进行n次乘方(n为正实数)的向量、使用仅将希望求出磁化率分布图像的区域的像素值设为1，将其以外的像素值设为0等方法。此外，也可以使式(7)的误差函数e(χ)的函数形式变形。例如，可以使用在式(7)中增加被称作L1法则的正规项、更一般的被称作Lp法则(p＞0)的正规项等各种公知的函数形式。 
本实施方式的磁化率分布图像生成部326，将基于误差函数e(χ)而计算的误差，通过反复运算来最小化。在本实施方式中，关于χ来对误差函数e(χ)进行微分，并求出对满足放入0的方程式的χ。若展开该方程式，则成为式(9)。 
[式9] 
C*W*·W·Cχ-C*W*·W·δ＝0···(9) 
这里，C*以及W＊分别表示C以及W的复共轭转置矩阵。在本实施方式中，通过共轭梯度法来求出式(9)的解。本实施方式的共轭梯度法的运算中的反复结束条件以反复次数为基准。另外，反复结束条件也可以设为在由下面的式(10)定义的相对余差rrel成为某值以下时结束反复。 
[式10] 
r rel = | C * W * &CenterDot; W &CenterDot; C&chi; - C * W * &CenterDot; W &CenterDot; &delta; | C * W * &CenterDot; W &CenterDot; &delta; | &CenterDot; &CenterDot; &CenterDot; ( 10 )
另外，在对误差函数进行最小化的方法中，有最快速下降法等各种公知的方法，也可以使用其他方法。 
此外，在根据磁场图像来进行的磁化率分布图像的计算中，也可以不使用上述使误差函数最小化的方法，而使用其他方法。例如，也可以对式(6)进行傅立叶变换，求出傅立叶空间上的磁化率分布图像，通过对其进行逆傅立叶变换来求出实际空间上的磁化率分布图像。 
此外，也可以对被固定了的静磁场方向来对摄像部位(例如，头部)的角度进行各种变化并进行多次测量，根据所得到的多个复图像来计算一个磁化率分布图像。相对于被固定的静磁场方向来对摄像部位(例如，头部)的角度进行各种变化，与相对于摄像对象组织(例如，脑组织)的磁化率分布来对所施加的静磁场的方向进行各种变化是等价的。因此，通过该测量，能够得到在施加不同方向的静磁场时的多个磁场图像。通过根据这些多个磁场图像来计算磁化率分布图像，从而相对于根据一个磁场图像来进行计算，能够提高解的精确度。在磁化率分布图像的计算法中，有以上的各种公知方法，也可以使用这些方法。 
磁化率权重图像生成部327，根据磁化率分布图像，将磁化率权重图像作为权重图像来生成(步骤S1204)。磁化率权重图像，是用于对绝对值图像的关注组织与周边组织之间的对比度差进行强调的加权的权重图像，使具有正磁化率的区域的信号强度降低，并强调磁化率差。 
希望通过磁化率强调图像来强调的对象为例如，包含较多静脉等常磁 性体的组织。这样的组织与周围的组织相比，具有高磁化率。因此，例如，在摄像对象为大脑的情况下，在通过磁化率分布图像生成部326而得到的磁化率分布图像中，周边组织的脑实质区域为接近于0的磁化率值，与此相对地，静脉区域为正磁化率值。因此，使用该磁化率权重图像，通过对绝对值图像进行加权，从而能够制作对静脉与周围组织之间的对比度差进行强调的磁化率强调图像。 
为了生成磁化率权重图像，磁化率权重图像生成部327，如图11(a)所示，具备：阈值确定部341，其基于磁化率分布图像的亮度值来确定一个以上的阈值；和权重图像计算部342，其使用磁化率分布图像以及阈值确定部341所确定了的阈值，来对磁化率权重图像进行计算。通过这些各个功能，本实施方式的磁化率权重图像生成部327能够对磁化率权重图像的各像素的权重进行计算。 
阈值确定部341基于磁化率分布图像的亮度值，来确定第一阈值与第二阈值这2个阈值。第二阈值为比第一阈值大的值。在本实施方式中，例如，对第一阈值使用0。并且，第二阈值χM是与SWI法中的相位图像遮罩的阈值π对应的值。第一阈值以及第二阈值在最终的磁化率强调图像中，设定为关注组织与其周边组织之间的对比度差大，并且，图像整体的噪声不变大的值。 
例如，对相位图像的像素值的直方图(相位直方图)与磁化率分布图像的像素值的直方图(磁化率直方图)进行计算。接下来，根据这些相位直方图以及磁化率直方图，通过曲线拟合等来分别求出相位直方图的标准偏差σp以及磁化率直方图的标准偏差σx。最后，根据相位图像遮罩的阈值π以及求出的σp和σx，使用式(11)，来计算第二阈值χM。 
[式11] 
&chi; M = &pi; &CenterDot; &sigma; x &sigma; p &CenterDot; &CenterDot; &CenterDot; ( 11 )
也就是说，在这种情况下，阈值确定部341，如图11(b)所示，具备：相位阈值计算部361，其根据相位图像的像素值，确定一个以上的相位阈值；相位直方图计算部362，其计算相位图像的像素值的直方图、即相位直方图；磁化率直方图计算部363，其计算磁化率分布图像的像素值 的直方图、即磁化率直方图；直方图标准偏差计算部364，其对相位直方图以及磁化率直方图各自的标准偏差进行计算；和磁化率阈值计算部365，其使用相位阈值、相位直方图的标准偏差以及磁化率直方图的标准偏差，来对一个以上的磁化率阈值进行计算。 
权重图像计算部342使用第一阈值以及第二阈值，来将磁化率分布图像的各像素变换为权重值。这里，在磁化率分布图像的像素中，将具有比第一阈值小的亮度值的像素的权重设为预先规定的常量(第一权重值)，将具有比第二阈值大的亮度值的像素的权重设为与第一权重值不同的预先规定的常量(第二权重值)，将具有在第一阈值与第二阈值之间的亮度值的像素权重，设为符合连结第一权重值以及第二权重值的预先规定的函数的值(第三权重值)。 
例如，若将第一阈值设为0，第一权重值设为1，第二权重值设为0，则权重图像的各像素i的像素值M(i)根据下面的式(12)来计算。 
[式12] 
M ( i ) = 1 ( &chi; ( i ) < 0 ) 0 ( &chi; ( i ) > &chi; M ) - &chi; ( i ) / &chi; M + 1 ( 0 &le; &chi; ( i ) &le; &chi; M ) &CenterDot; &CenterDot; &CenterDot; ( 12 )
另外，通过式(12)来求出的磁化率权重图像也可以进行Nm次乘方(Nm为正整数)。 
此外，用于权重图像运算的阈值也可以为一个。在阈值为一个的情况下，权重图像计算部342使用下面的式(13)，来计算对二个组织间的对比度差进行强调的权重图像的各像素i的像素值M(i)。 
[式13] 
M ( i ) = 1 &PlusMinus; tanh { &chi; ( i ) - &chi; M &prime; } 2 &CenterDot; &CenterDot; &CenterDot; ( 13 )
这里，χ’M是预先规定的阈值。该阈值是根据想要强调对比度差的二个组织的磁化率而规定出的。 
另外，根据磁化率分布图像来计算磁化率权重图像的方法，能够根据最终得到的使磁化率强调图像强调的区域、组织特性，来自由地确定。例 如，已知在生物体内钙盐沉淀，并产生石灰化的区域中为负磁化率值。在在磁化率强调图像中希望使该区域描黑强调的情况下，确定上述各个阈值以及各个权重值，使得具有负磁化率值的区域的信号强度降低。 
接下来，磁化率强调图像生成部328使用磁化率权重图像，并根据绝对值图像来生成磁化率强调图像(步骤S1206)。在本实施方式中，将绝对值图像与权重图像相乘，来得到磁化率强调图像。也就是说，像素i的磁化率强调图像的像素值E(i)是根据式(14)来计算的。 
[式14] 
E(i)＝M(i)×S(i)···(14) 
这里，M(i)为像素i的磁化率权重图像的像素值，S(i)为绝对值图像的像素值。 
如以上所说明的，本实施方式的图像变换部322生成的磁化率强调图像，使用不依赖于静磁场方向的磁化率分布。因此，能够不依赖于静磁场方向来强调静脉。这里，示出通过现有的SWI法来得到的磁化率强调图像与通过本实施方式的图像变换部322来得到的磁化率强调图像的例子。 
图12以及图13是通过计算机模拟来计算得到的静脉的磁化率强调图像。图12(a)-(c)分别为对图7(a)-(c)所示的3根静脉541、542、543的相位图像实施SWI法的图像变换处理来得到的磁化率强调图像601、602、603。图13(a)-(c)分别为对图7(a)-(c)所示的3根静脉541、542、543的相位图像实施本实施方式的图像变换处理来得到的磁化率强调图像621、622、623。对总共10层进行了minIP处理。此外，图12(d)-(f)分别为图12(a)-(c)的磁化率强调图像601、602、603上的虚线所示的线段的亮度曲线611、612、613，图13(d)-(f)分别为图13(a)-(c)的虚线所示的线段的亮度曲线631、632、633。 
另外，在进行图12(a)-(c)以及图13(a)-(c)的所有图像变换处理时，将静脉内与静脉外的绝对值图像的像素值假设为1。此外，在得到图13(a)-(c)的磁化率强调图像621、622、623的本实施方式的图像变换处理中，将求出磁化率分布图像时的反复次数设为200次，将对磁化率权重图像进行乘法的次数Nm设为3次。 
对通过SWI法来制作出的磁化率强调图像601、602、603(或者亮度 曲线611、612、613)与通过本实施方式来制作出的磁化率强调图像621、622、623(或者亮度曲线631、632、633)进行比较。由图像602与图像622之间的比较(或者，亮度曲线612与632之间的比较)可知，无论是基于SWI法的磁化率强调图像还是基于本实施方式的磁化率强调图像，与静磁场方向大概平行的静脉542的静脉内都被描黑强调。另一方面，由图像601与图像621之间的比较(或者，亮度曲线611与621之间的比较)、图像603与图像623之间的比较(或者，亮度曲线613与623之间的比较)可知，在SWI法的磁化率强调图像中，与静磁场方向垂直的静脉541、543的静脉内未被描黑强调。然而，在基于本实施方式的磁化率强调图像中，与静磁场方向垂直的静脉541、543的静脉内也被描黑强调。 
该结果表示，基于SWI法的磁化率强调图像具有静磁场方向依赖性，并且与静磁场方向垂直的静脉未被强调，与此相对地，基于本实施方式的磁化率强调图像不具有静磁场方向依赖性，并且无论哪个方向的静脉都被强调。 
如以上所说明，本实施方式的磁共振成像装置101具备：测量部310，其对被放置在静磁场中的被检测对象203施加高频磁场以及梯度磁场，将从所述被检测对象203中产生的核磁共振信号作为复信号来检测；运算部320，其对所述复信号进行运算并生成图像；以及显示处理部330，其将所述生成的图像显示在显示装置210，所述运算部320具备：图像重构部321，该图像重构部321根据所述复信号来对各像素值为复数的复图像进行重构；图像变换部322，该图像变换部322将所述复图像变换为磁化率强调图像，所述图像变换部322具备：复图像变换部323，该复图像变换部323根据所述复图像的各像素的复数的绝对值成分以及相位成分，分别生成绝对值图像与相位图像；磁场图像生成部325，该磁场图像生成部325根据所述相位图像来生成对空间上的磁场强度分布进行表示的磁场图像；磁化率分布图像生成部326，该磁化率分布图像生成部326根据所述磁场图像来生成磁化率分布图像；磁化率权重图像生成部327，该磁化率权重图像生成部327根据所述磁化率分布图像，生成进行对关注组织与周边组织之间的对比度差进行强调的加权的权重图像；和磁化率强调图像生成部326，该磁化率强调图像生成部326将所述绝对值图像与所述权重图像交叠，来 生成磁化率强调图像。 
所述权重图像为对磁化率差进行强调的磁化率权重图像，所述磁化率权重图像生成部327也可以具备：阈值确定部341，其基于所述磁化率分布图像的亮度值来确定一个以上的阈值；和权重图像计算部342，其根据所述磁化率分布图像以及通过所述阈值确定部341而确定了的磁化率阈值，来计算所述权重图像。 
此外，所述阈值确定部341基于所述磁化率分布图像的亮度值，来确定第一磁化率阈值以及具有比所述第一磁化率阈值大的值的第二磁化率阈值，所述权重图像计算部342在所述磁化率分布图像的像素中、将具有比所述第一磁化率阈值小的亮度值的像素的权重设定为预先规定的第一权重值，并且将具有比所述第二磁化率阈值大的亮度值的像素的权重设定为与所述第一权重值不同的预先规定的第二权重值，将具有所述第一磁化率阈值与所述第二磁化率阈值之间的亮度值的像素的加权，设定为符合连结所述第一权重值以及所述第二权重值的预先规定的函数的权重值。 
此外，所述阈值确定部341也可以具备：相位阈值计算部361，其根据所述相位图像的像素值，来确定一个以上的相位阈值；相位直方图计算部362，其对所述相位图像的像素值的直方图进行计算；磁化率直方图计算部363，其对所述磁化率分布图像的像素值的直方图进行计算；直方图标准偏差计算部364，其对所述相位直方图与所述磁化率直方图各自的标准偏差进行计算；磁化率阈值计算部365，其使用所述相位阈值、所述相位直方图的标准偏差以及所述磁化率直方图的标准偏差，计算一个以上的所述磁化率阈值。 
根据本实施方式，这样，将相位图像变换为不依赖于静磁场方向的磁化率分布图像后，使用该磁化率分布图像来生成用于加权的权重图像。生成的权重图像对关注组织与周边组织之间的对比度差进行强调。并且，通过使该权重图像与绝对值图像交叠，从而得到磁化率强调图像。 
因此，根据本实施方式，由于进行基于不依赖于静磁场方向的磁化率分布图像的加权，因此能够得到不具有静磁场方向依赖性的磁化率强调图像。 
由于本实施方式的磁化率强调图像的对比度不依赖于静磁场方向，因 此无论MRI装置的磁场方向如何，都能够在任意方向的摄像断面，对在磁化率强调图像中希望强调的对象，例如静脉进行强调。在上述实施方式中，虽然以基本上摄像断面为横断面的情况为例进行了说明，但即使是例如冠状断面、矢状断面、斜(oblique)断面等，也能够得到同样的效果。 
这里，示出即使是冠状断面，也能够通过应用本实施方式的图像变换处理，得到无论MRI装置的磁场方向如何，都对希望强调的对象进行强调的磁化率强调图像。这里，示出使用水平磁场MRI装置102，得到冠状断面的磁化率强调图像的情况下的计算机模拟结果。 
在表示使用水平磁场MRI装置102的情况下的本实施方式的效果之前，对通过水平磁场MRI装置102而获取到的冠状断面的相位图像进行说明。图14(a)是通过水平磁场MRI装置102而获取到的冠状断面的相位图像701，图14(b)是具有与静磁场方向100接近平行的走向的静脉711的相位图像的示意图721，图14(c)是具有与静磁场方向接近垂直的走向的静脉712的相位图像的示意图722，图14(d)是由图14(a)的相位图像701上的P1与P2连结的线段的亮度曲线731，图14(e)是由图14(a)的相位图像701上的Q1与Q2连结的线段的亮度曲线732。 
与静磁场方向100接近平行的静脉711的相位，如示意图721所示为负(黑)，而与静磁场方向100接近垂直的静脉712的相位，如示意图722所示为正(白)。在亮度曲线731以及732中，静脉711的亮度741为负，静脉712的亮度742为正。在基于SWI法的磁化率强调图像中，只有具有负相位的区域被描黑强调。因此，在基于SWI法的磁化率强调图像中，只强调与静磁场方向100接近平行的静脉。 
对此，由于本实施方式的磁化率强调图像使用不依赖于静磁场方向的磁化率分布，因此能够不依赖于静磁场方向地对静脉与周边组织之间的对比度差进行强调。图15以及图16表示其中一个例子。 
图15(a)以及图16(a)分别为根据通过水平磁场MRI装置102而取得的冠状断面的图像，通过基于SWI法的图像变换处理而制作出的磁化率强调图像801以及通过本实施方式的图像变换处理而制作出的磁化率强调图像821，图15(b)以及图16(b)分别为磁化率强调图像801以及磁化率强调图像821上的由P1与P2连结的线段的亮度曲线811、831，图 15(c)以及图16(c)分别为对磁化率强调图像801以及磁化率强调图像821的静脉描绘能力进行说明的示意图802、822。 
磁化率强调图像801以及磁化率强调图像821，是对于通过GrE系的脉冲序列而摄像出的80张复图像中的20张，分别实施SWI法的图像变换处理以及本实施方式的图像变换处理，并对10层进行了minIP处理的结果。此外，在进行磁化率强调图像821的图像变换处理时，将求出磁化率分布图像时的反复次数设为150次，将对磁化率权重图像进行乘法的次数Nm设为3次。 
对通过基于SWI法的图像变换处理而制作出的磁化率强调图像801与通过本实施方式的图像变换处理而制作出的磁化率强调图像821进行比较。这里，对与静磁场方向100垂直的静脉841以及与静磁场方向100垂直的静脉842的各自的磁化率强调图像801以及821上的显示进行比较。 
其结果，可知在基于SWI法的磁化率强调图像801中，与静磁场方向100接近垂直的大多数静脉，如示意图802所示，几乎不强调与周边组织之间的对比度差，而相对地，在基于本实施方式的磁化率强调图像821中，如示意图822所示，与周边组织之间的对比度差被明确地强调。 
若对亮度曲线811与亮度曲线831进行比较，同样地，磁化率强调图像801中的静脉841的亮度812与周边组织的亮度之间的差小，而与此相对地，图像821中的静脉841的亮度832与周边组织的亮度之间的差大。其结果表示，基于SWI法的磁化率强调图像具有静磁场方向依赖性，并且与静磁场方向接近垂直的大多数静脉都不能够被强调，而基于本实施方式的磁化率强调图像不具有静磁场方向依赖性，并且能够强调任何方向的静脉。 
这样，根据本实施方式，能够制作不依赖于静磁场方向的磁化率强调图像。其结果，能够不依赖于MRI装置，或者不依赖于摄像断面的方向，制作对希望强调的组织(例如，静脉)与其周边组织之间的对比度差进行强调的磁化率强调图像。 
此外，在本实施方式中，在对比度差的强调中，利用每个组织的磁化率值的不同。因此，能够制作对3个以上的组织之间的对比度差进行强调的磁化率强调图像。例如，能够制作对白质、灰白质、脑脊髓液这三个组 织的对比度差进行强调的磁化率强调图像。在SWI法中，根据白质与灰白质之间的边界方向，存在这二个组织之间没有对比度差的情况。但是，在本实施方式的图像变换处理中，利用白质、灰白质、脑脊髓液分别具有不同磁化率值的范围，确定将分别对应的磁化率值设为阈值的磁化率权重函数，并用其来得到磁化率权重图像。通过将该磁化率权重图像与绝对值图像相乘，从而能够制作对这三个组织的对比度差进行强调的磁化率强调图像。另外，本实施方式中强调的组织并不仅限于静脉、白质、灰白质、脑脊髓液。 
<<第二实施方式>> 
接下来，对应用本发明的第二实施方式进行说明。在第一实施方式中，无论静磁场方向与摄像断面之间的位置关系如何，都制作对希望强调的组织进行强调的磁化率强调图像。另一方面，在本实施方式中，无论静磁场方向与摄像断面之间的位置关系如何，都得到与通过任意的磁场方向的MRI装置而得到的基于SWI法的磁化率强调图像同等的磁化率强调图像。 
本实施方式的MRI装置，具有基本上与第一实施方式相同的结构。此外，本实施方式的计算机209实现的功能，也基本上与第一实施方式相同。但是，在第一实施方式与本实施方式中，由于磁化率强调图像的制作手法不同，因此对运算部320内的图像变换部322进行实现的功能结构不同。下面，以与第一实施方式不同的结构为要点，来对本实施方式进行说明。在实施方式中，计算机209的这些各个功能也是通过计算机209的CPU将保存在存储装置211中的程序载入到存储器中并执行来实现的。 
另外，在本实施方式中，以将垂直磁场MRI装置101作为MRI装置来使用，得到磁化率强调图像的情况为例来进行说明，该磁化率强调图像具有与通过水平磁场MRI装置102而得到的基于SWI法的磁化率强调图像同等对比度。在本实施方式中，也使用将静磁场方向设为z方向，在与其垂直的2个方向中，将与被检测对象的体轴垂直的方向设为x方向，将与被检测对象的体轴平行的方向设为y方向的坐标系。 
本实施方式的图像变换部322，如图17所示，与第一实施方式同样地，具备：复图像变换部323、相位图像处理部324、磁场图像生成部325、以及磁化率分布图像生成部326。这些各部的功能与第一实施方式相同。此 外，本实施方式的图像变换部322具备相位遮罩图像生成部329，来替代磁化率权重图像生成部327，磁化率强调图像生成部328使用相位遮罩图像来替代磁化率权重图像，来生成磁化率强调图像。另外，在本实施方式中，也可以不具备相位图像处理部324。 
相位遮罩图像生成部329，根据磁化率分布图像，制作相位遮罩图像作为权重图像。本实施方式的相位遮罩图像，是使在假设静磁场方向与摄像断面形成的角为所希望的角度的情况下的负相位区域的信号降低的遮罩图像。在本实施方式中，如上所述，使用垂直磁场MRI装置101，得到与通过水平磁场MRI装置102来获取的磁化率强调图像相同的对比度。因此，制作静磁场方向为与实际的静磁场方向相差90度的方向的情况下的遮罩图像。 
为了实现这个目的，本实施方式的相位遮罩图像生成部329，如图18所示，具备：虚拟磁场向量设定部351、伪磁场分布计算部352、伪相位图像计算部353、以及相位遮罩图像计算部354。 
虚拟磁场向量设定部351，对与实际的静磁场方向不同的、在遮罩图像制作时假设的静磁场方向(虚拟磁场方向)的向量(虚拟磁场方向向量)进行设定。在本实施方式中，将水平磁场MRI装置102中的磁场方向，即y方向设为虚拟磁场方向。 
伪磁场分布计算部352，根据磁化率分布图像以及虚拟磁场方向向量，将在以虚拟方式施加虚拟磁场方向向量的静磁场时生成的伪拟的磁场分布作为伪磁场分布来计算。伪磁场分布使用作为磁场与磁化率之间的关系的式(15)来进行计算。 
[式15] 
&delta; ( r ) = 1 4 &pi; &Integral; &chi; ( r &prime; ) 3 cos 2 &alpha; - 1 | r &prime; - r | 3 d 3 r &prime; &CenterDot; &CenterDot; &CenterDot; ( 15 )
这里，6(r)为图像内的位置r的伪磁场强度，χ(r)为图像内的位置r的磁化率，α为虚拟磁场方向向量的方向(y方向)与向量(r’r)形成的角。此外，cosα通过下面的式(16)来表示。 
[式16] 
cos &alpha; = | r &prime; y - r y | | r &prime; - r | &CenterDot; &CenterDot; &CenterDot; ( 16 )
另外，r’y、ry分别为向量r、r’的y成分。此外，伪磁场分布的计算法并不限定于上述方法。例如，通过将磁化率分布图像与适当值的常量相乘，也可以计算伪磁场分布。 
伪相位图像计算部353根据求出的伪磁场分布，使用式(17)来生成伪拟的相位图像。 
[式17] 
&phi; ( r ) = - &delta; ( r ) &gamma; B 0 &tau; TE &CenterDot; &CenterDot; &CenterDot; ( 17 )
φ(r)为位置r的相位，γ为磁旋转比。在MRI中作为摄像对象的质子的γ为267.4×106T-1s-1。此外，式(17)中的常量τTE与常量B0的值可以任意决定。 
相位遮罩图像计算部354使用专利文献1所述的方法等公知的方法，来计算相位遮罩图像。例如，相位遮罩图像是通过变换为将各像素的偏角的值域设为“-π，π”的相位图像，进而将该值域变换为“0，1”来制作。在本实施方式中，用于相位遮罩图像计算的相位图像使用上述伪相位图像计算部353所计算出的伪相位图像。计算的相位遮罩图像与现有的SWI法同样地，是对伪相位图像的相位差进行强调的遮罩图像。 
另外，相位遮罩图像生成部329通过改变在求出伪拟的磁场分布时施加的虚拟的静磁场的方向，从而能够制作任意的磁场方向的相位遮罩图像。若将虚拟的静磁场的方向设定为与摄像断面垂直的方向则效果最佳。 
磁化率强调图像生成部328，使用相位遮罩图像，而非磁化率权重图像，作为进行对关注组织与周边组织之间的对比度差进行强调的加权的加权图像，来生成磁化率强调图像。具体来讲，通过对每个像素，将相位遮罩图像生成部329生成的相位遮罩图像与绝对值图像相乘，来生成磁化率强调图像。像素i的磁化率强调图像的像素值E(i)能够根据式(18)来求出。 
[式18] 
E(i)＝P(i)×S(i)···(18) 
这里，P(i)为像素i的相位遮罩图像的像素值，S(i)为绝对值图像的像素值。 
对基于本实施方式的图像变换部322的图像变换处理流程进行说明。图19是本实施方式的图像变换处理的处理流程。 
复图像变换部323通过与第一实施方式相同的手法，根据复图像来计算绝对值图像以及相位图像(步骤S2101)。接下来，相位图像处理部324通过与第一实施方式相同的手法，对相位图像实施相位图像变换处理(步骤S2102)。接下来，磁场图像生成部325通过与第一实施方式相同的手法，根据相位图像来生成磁场图像(步骤S2103)。接下来，磁化率分布图像生成部326通过第一实施方式相同的手法，来根据磁场图像计算磁化率分布图像(步骤S2104)。并且，相位遮罩图像生成部329根据磁化率分布图像，通过上述手法来生成对伪相位图像的相位差进行强调的相位遮罩图像(步骤S2105)。并且，磁化率强调图像生成部328通过将相位遮罩图像与绝对值图像相乘，来生成磁化率强调图像(步骤S2106)。 
如以上所说明的，本实施方式的磁共振成像装置101，具备：测量部310，其向被放置在静磁场中的被检测对象203施加高频磁场以及梯度磁场，将从所述被检测对象203中产生的核磁共振信号作为复信号来进行检测；运算部320，其对所述复信号进行运算并生成图像；和显示处理部330，其将所述生成的图像显示在显示装置210，所述运算部320具备：图像重构部321，该图像重构部321根据所述复信号，对各像素值为复数的复图像进行重构；和图像变换部322，该图像变换部322将所述复图像变换为磁化率强调图像，所述图像变换部322具备：复图像变换部323，该复图像变换部323根据所述复图像的各像素的复数的绝对值成分以及相位成分，分别生成绝对值图像以及相位图像；磁场图像生成部325，该磁场图像生成部325根据所述相位图像，生成对空间上的磁场强度分布进行表示的磁场图像；磁化率分布图像生成部326，该磁化率分布图像生成部326根据所述磁场图像，来生成磁化率分布图像；权重图像生成部(相位遮罩图像生成部329)，该权重图像生成部(相位遮罩图像生成部329)根据所述磁化率分布图像，生成进行对关注组织与周边组织之间的对比度差进 行强调的加权的权重图像；和磁化率强调图像生成部328，该磁化率强调图像生成部328将所述绝对值图像与所述权重图像交叠并生成磁化率强调图像。 
所述权重图像是在静磁场方向与摄像断面方向所成的角为所希望的角度的情况下使负相位区域的信号降低的相位遮罩图像，所述权重图像生成部(相位遮罩图像生成部329)具备：虚拟磁场向量设定部351，其将与所述静磁场的方向不同方向的向量设定为虚拟磁场方向向量；伪磁场分布计算部352，其根据所述磁化率分布图像以及所述虚拟磁场方向向量，对以虚拟方式施加所述磁场方向向量的静磁场时生成的伪拟的磁场分布进行计算；伪相位图像计算部353，其根据所述伪磁场分布，来计算伪拟的相位图像；以及相位遮罩图像计算部354，其基于所述伪相位图像的亮度值，来计算对相位差进行强调的相位遮罩图像。 
也就是说，根据本实施方式，能够制作具有与MRI装置相同对比度的SWI法的磁化率强调图像，该MRI装置将与用于摄像的MRI装置不同的方向设为静磁场方向。例如，使用垂直磁场MRI装置，能够制作具有与通过水平磁场MRI装置而获取到的SWI法的磁化率强调图像相同对比度的磁化率强调图像。因此，例如，能够在通过不同的MRI装置摄像得到的图像之间进行比较。 
另外，虽然在本实施方式中，根据与所希望的静磁场方向同等的伪相位图像，在计算出对相位差进行强调的相位遮罩图像后，通过乘以绝对值图像，来计算磁化率强调图像，但磁化率强调图像的计算手法不仅限于此。例如，也可以构成为通过进行复平面内的旋转以及投影中的至少一方的复运算，来对根据伪拟的相位图像以及绝对值图像而得到的各像素的像素值(复数)进行变换，将变换后的像素值设为磁化率强调图像的各像素值。 
此外，在本实施方式中虽然以使用垂直磁场MRI装置101的情况为例进行了说明，但所使用的MRI装置不仅限于垂直磁场MRI装置101。也可以为水平磁场MRI装置102、其它形状磁铁的MRI装置。 
此外，在上述各实施方式中，虽然以在MRI装置所具备的计算机内实现图像重构部、图像变换部、显示处理部的各部的功能的情况为例进行了说明，但并非限于此。这些各部的至少一个也可以构建在例如与能和MRI 装置的计算机209之间进行数据收发的MRI装置相互独立的信息处理装置上。 
符号说明： 
100：静磁场方向，101：垂直磁场MRI装置，102：水平磁场MRI装置，103：MRI装置，201：磁体，202：梯度磁场线圈，203：被检测对象，204：时序器，205：梯度磁场电源，206：高频磁场产生器，207：探头，208：接收器，209：计算机，210：显示装置，211：存储装置，310：测量部，320：运算部，321：图像重构部，322：图像变换部，323：复图像变换部，324：相位图像处理部，325：磁场图像生成部，326：磁化率分布图像生成部，327：图像生成部，328：磁化率强调图像生成部，329：相位遮罩图像生成部，330：显示处理部，341：阈值确定部，342：权重图像计算部，351：虚拟磁场向量设定部，352：伪磁场分布计算部，353：伪相位图像计算部，354：相位遮罩图像计算部，361：相位阈值计算部，362：相位直方图计算部，363：磁化率直方图计算部，364：直方图标准偏差计算部，365：磁化率阈值计算部，401：层梯度磁场脉冲，402：RF脉冲，403：层编码梯度磁场脉冲，404：相位编码梯度磁场脉冲，406：读出梯度磁场脉冲，407：回波，408：层编码梯度磁场脉冲，409：相位编码梯度磁场脉冲，501：相位图像，502：相位图像，503：相位图像，511：亮度曲线，512：亮度曲线，513：亮度曲线，521：相位图像，522：相位图像，523：相位图像，531：亮度曲线，532：亮度曲线，533：亮度曲线，541：静脉，542：静脉，543：静脉，601：基于SWI法的磁化率强调图像，602：基于SWI法的磁化率强调图像，603：基于SWI法的磁化率强调图像，611：亮度曲线，612：亮度曲线，613：亮度曲线，621：本实施方式的磁化率强调图像，622：本实施方式的磁化率强调图像，623：本实施方式的磁化率强调图像，631：亮度曲线，632：亮度曲线，633：亮度曲线，701：相位图像，711：静脉，712：静脉，721：示意图，722：示意图，731：亮度曲线，732：亮度曲线，741：亮度，742：亮度，801：基于SWI法的磁化率强调图像，802：示意图，811：亮度曲线，812：亮度，821：基于本实施方式的磁化率强调图像，822：示意图，831：亮度曲线，832：亮度，841：静脉，842：静脉 。

Claims (9)

1.一种磁共振成像装置，具备：
测量部，其对被放置在静磁场中的被检测对象施加高频磁场以及梯度磁场，将从所述被检测对象中产生的核磁共振信号作为复信号来进行检测；
运算部，其对所述复信号进行运算，并生成图像；和
显示处理部，其将生成的所述图像显示在显示装置，
所述运算部具备：
图像重构部，该图像重构部根据所述复信号，来对各像素的值为复数的复图像进行重构；和
图像变换部，该图像变换部将所述复图像变换为磁化率强调图像，
所述图像变换部具备：
复图像变换部，该复图像变换部根据所述复图像的各像素的复数的绝对值成分以及相位成分，来分别生成绝对值图像以及相位图像；
磁场图像生成部，该磁场图像生成部根据所述相位图像，来生成表示空间上的磁场强度的分布的磁场图像；
磁化率分布图像生成部，该磁化率分布图像生成部根据所述磁场图像，来生成磁化率分布图像；
权重图像生成部，该权重图像生成部根据所述磁化率分布图像，来生成为了对关注组织与周边组织之间的对比度差进行强调而进行加权的权重图像；和
磁化率强调图像生成部，该磁化率强调图像生成部将所述绝对值图像与所述权重图像交叠，来生成磁化率强调图像。
2.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述权重图像为对磁化率差进行强调的磁化率权重图像。
3.根据权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述权重图像生成部具备：
阈值确定部，该阈值确定部基于所述磁化率分布图像的亮度值来确定一个以上的磁化率阈值；和
权重图像计算部，该权重图像计算部根据所述磁化率分布图像以及通过所述阈值确定部而确定的磁化率阈值，来计算所述权重图像。
4.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述阈值确定部，基于所述磁化率分布图像的亮度值，来确定第一磁化率阈值以及具有比所述第一磁化率阈值更大的值的第二磁化率阈值，
所述权重图像计算部，在所述磁化率分布图像的像素中，将具有比所述第一磁化率阈值更小的亮度值的像素的权重设定为预先规定的第一权重值，并将具有比所述第二磁化率阈值更大的亮度值的像素的权重设定为与所述第一权重值不同的预先规定的第二权重值，将具有所述第一磁化率阈值与所述第二磁化率阈值之间的亮度值的像素的权重设定为符合连结所述第一权重值与所述第二权重值的预先规定的函数的权重值。
5.根据权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述阈值确定部具备：
相位阈值计算部，该相位阈值计算部根据所述相位图像的像素值，来确定一个以上的相位阈值；
相位直方图计算部，该相位直方图计算部计算所述相位图像的像素值的直方图、即相位直方图；
磁化率直方图计算部，该磁化率直方图计算部计算所述磁化率分布图像的像素值的直方图、即磁化率直方图；
直方图标准偏差计算部，该直方图标准偏差计算部对所述相位直方图以及所述磁化率直方图各自的标准偏差进行计算；和
磁化率阈值计算部，该磁化率阈值计算部使用所述相位阈值、所述相位直方图的标准偏差以及所述磁化率直方图的标准偏差，来计算一个以上的所述磁化率阈值。
6.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述权重图像是在静磁场方向与摄像断面方向之间所成的角为所希望的角度的情况下，使负相位区域的信号降低的相位遮罩图像。
7.根据权利要求6所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述权重图像生成部具备：
虚拟磁场向量设定部，该虚拟磁场向量设定部将与所述静磁场的方向不同方向的向量设定为虚拟磁场方向向量；
伪磁场分布计算部，该伪磁场分布计算部根据所述磁化率分布图像以及所述虚拟磁场方向向量，计算伪磁场分布，该伪磁场分布是在以虚拟方式施加了所述磁场方向向量的静磁场时生成的伪拟的磁场分布；
伪相位图像计算部，该伪相位图像计算部根据所述伪磁场分布，来计算伪拟的相位图像、即伪相位图像；和
相位遮罩图像计算部，该相位遮罩图像计算部基于所述伪相位图像的亮度值，来计算对相位差进行强调的相位遮罩图像。
8.根据权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于，
所述图像变换部还具备相位图像处理部，该相位图像处理部对所述复图像变换部所生成的相位图像，进行图像处理。
9.一种磁化率强调图像生成方法，其根据各像素值为复数的复图像，来生成对磁化率差进行强调的磁化率强调图像，所述磁化率强调图像生成方法包含：
复图像变换步骤，根据所述复图像的各像素的复数的绝对值成分以及相位成分，分别生成绝对值图像以及相位图像；
磁场图像生成步骤，根据所述相位图像，来生成表示空间上的磁场强度的分布的磁场图像；
磁化率分布图像生成步骤，根据所述磁场图像，来生成磁化率分布图像；
权重图像生成步骤，根据所述磁化率分布图像，来生成为了对关注组织与周边组织之间的对比度差进行强调而进行加权的权重图像；和
磁化率强调图像生成步骤，将所述绝对值图像与所述权重图像交叠，来生成磁化率强调图像。
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Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104267361A (zh) * 2014-10-13 2015-01-07 厦门大学 基于结构特征的自适应定量磁化率分布图复合重建的方法
CN107072592A (zh) * 2014-11-11 2017-08-18 株式会社日立制作所 磁共振成像装置以及定量性磁化率匹配方法
CN108714028A (zh) * 2018-04-11 2018-10-30 上海联影医疗科技有限公司 一种磁共振成像方法、装置及医学成像系统
CN108780134A (zh) * 2016-03-14 2018-11-09 皇家飞利浦有限公司 移动对象的磁化率映射
CN108778116A (zh) * 2016-04-04 2018-11-09 株式会社日立制作所 磁共振成像装置以及图像处理方法
CN114746763A (zh) * 2019-11-28 2022-07-12 国立大学法人神户大学 外场响应分布可视化装置和外场响应分布可视化方法

Families Citing this family (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2011132715A1 (ja) * 2010-04-22 2011-10-27 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
EP2708909A3 (en) * 2012-09-18 2017-09-13 Samsung Electronics Co., Ltd. Method of generating a susceptibility weighted MR image
KR101359134B1 (ko) * 2012-12-28 2014-02-06 연세대학교 산학협력단 도전율 및 자화율 복원 장치 및 방법과 이에 관한 기록매체
JP6085545B2 (ja) * 2013-09-26 2017-02-22 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置および磁化率画像算出方法
US9612300B2 (en) * 2013-11-25 2017-04-04 Wisconsin Alumni Research Foundation System and method for object-based initialization of magnetic field inhomogeneity in magnetic resonance imaging
GB2547838B (en) * 2014-12-04 2021-02-24 Gen Electric Method and system for improved classification of constituent materials
KR20160091607A (ko) * 2015-01-26 2016-08-03 삼성전자주식회사 영상처리장치, 초음파 장치 및 그 제어방법
US9805662B2 (en) * 2015-03-23 2017-10-31 Intel Corporation Content adaptive backlight power saving technology
JP6640530B2 (ja) * 2015-10-30 2020-02-05 キヤノン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、医用画像処理装置及び画像処理方法
JP6618786B2 (ja) * 2015-11-17 2019-12-11 キヤノン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画像処理装置
JP6775944B2 (ja) * 2015-12-14 2020-10-28 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 画像処理装置
US10761170B2 (en) * 2015-12-17 2020-09-01 Koninklijke Philips N.V. Segmentation of quantitative susceptibility mapping magnetic resonance images
GB2555890B (en) * 2016-07-14 2018-11-21 Shanghai United Imaging Healthcare Co Ltd System and method for magnetic resonance imaging
DE102016218713B4 (de) * 2016-09-28 2019-02-07 Siemens Healthcare Gmbh Diffusionsgewichtete Magnetresonanz-Messung
JP6679467B2 (ja) * 2016-11-07 2020-04-15 株式会社日立製作所 磁気共鳴イメージング装置および酸素摂取率算出方法
JP6867256B2 (ja) * 2017-08-25 2021-04-28 株式会社日立製作所 磁気共鳴撮像装置及び画像処理方法
EP3591418A1 (en) * 2018-07-03 2020-01-08 Koninklijke Philips N.V. Mri method for b0-mapping
JP7194327B2 (ja) * 2018-07-03 2022-12-22 スミダコーポレーション株式会社 磁場測定装置および磁場測定方法
CN108829639B (zh) * 2018-07-06 2023-10-27 上海联影医疗科技股份有限公司 一种磁共振成像方法和设备

Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5225781A (en) * 1990-08-10 1993-07-06 General Electric Company Robust decomposition of NMR images by chemical species
US5408178A (en) * 1991-05-17 1995-04-18 Vanderbilt University Apparatus and method for imaging the structure of diamagnetic and paramagnetic objects
CN101143094A (zh) * 2006-09-13 2008-03-19 株式会社东芝 磁共振图像诊断装置及其控制方法
CN101351721A (zh) * 2005-04-06 2009-01-21 皇家飞利浦电子股份有限公司 床连续移动的灵敏度编码磁共振并行成像
US20090261824A1 (en) * 2008-04-18 2009-10-22 Haacke E Mark Geometry Based Field Prediction Method for Susceptibility Mapping and Phase Artifact Removal
CN101632584A (zh) * 2008-07-24 2010-01-27 株式会社东芝 磁共振成像装置
CN103108586A (zh) * 2010-04-27 2013-05-15 磁共振创新公司 使用磁敏感加权成像和磁敏感填图(swim)来生成核磁共振图像的方法
CN103293498A (zh) * 2012-02-27 2013-09-11 医影量有限责任公司 提供磁化率定量成像的系统和方法
CN103961099A (zh) * 2013-01-30 2014-08-06 三星电子株式会社 磁共振成像设备和使用所述设备的磁化率加权成像方法

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6658280B1 (en) 2002-05-10 2003-12-02 E. Mark Haacke Susceptibility weighted imaging
JP5619339B2 (ja) 2006-09-13 2014-11-05 株式会社東芝 磁気共鳴画像診断装置
JP4982881B2 (ja) * 2008-12-26 2012-07-25 国立大学法人 熊本大学 位相差強調画像化法（ＰｈａｓｅＤｉｆｆｅｒｅｎｃｅＥｎｈａｎｃｅｄＩｍａｇｉｎｇ；ＰＡＤＲＥ）、機能画像作成法、位相差強調画像化プログラム、位相差強調画像化装置、機能画像作成装置および磁気共鳴画像化（ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉｎｇ；ＭＲＩ）装置

Patent Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5225781A (en) * 1990-08-10 1993-07-06 General Electric Company Robust decomposition of NMR images by chemical species
US5408178A (en) * 1991-05-17 1995-04-18 Vanderbilt University Apparatus and method for imaging the structure of diamagnetic and paramagnetic objects
CN101351721A (zh) * 2005-04-06 2009-01-21 皇家飞利浦电子股份有限公司 床连续移动的灵敏度编码磁共振并行成像
CN101143094A (zh) * 2006-09-13 2008-03-19 株式会社东芝 磁共振图像诊断装置及其控制方法
US20090261824A1 (en) * 2008-04-18 2009-10-22 Haacke E Mark Geometry Based Field Prediction Method for Susceptibility Mapping and Phase Artifact Removal
CN101632584A (zh) * 2008-07-24 2010-01-27 株式会社东芝 磁共振成像装置
CN103108586A (zh) * 2010-04-27 2013-05-15 磁共振创新公司 使用磁敏感加权成像和磁敏感填图(swim)来生成核磁共振图像的方法
CN103293498A (zh) * 2012-02-27 2013-09-11 医影量有限责任公司 提供磁化率定量成像的系统和方法
CN103961099A (zh) * 2013-01-30 2014-08-06 三星电子株式会社 磁共振成像设备和使用所述设备的磁化率加权成像方法

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104267361A (zh) * 2014-10-13 2015-01-07 厦门大学 基于结构特征的自适应定量磁化率分布图复合重建的方法
CN107072592A (zh) * 2014-11-11 2017-08-18 株式会社日立制作所 磁共振成像装置以及定量性磁化率匹配方法
CN108780134A (zh) * 2016-03-14 2018-11-09 皇家飞利浦有限公司 移动对象的磁化率映射
CN108780134B (zh) * 2016-03-14 2021-02-19 皇家飞利浦有限公司 移动对象的磁化率映射的系统、方法和装置
CN108778116A (zh) * 2016-04-04 2018-11-09 株式会社日立制作所 磁共振成像装置以及图像处理方法
CN108778116B (zh) * 2016-04-04 2021-11-12 株式会社日立制作所 磁共振成像装置以及图像处理方法
CN108714028A (zh) * 2018-04-11 2018-10-30 上海联影医疗科技有限公司 一种磁共振成像方法、装置及医学成像系统
CN108714028B (zh) * 2018-04-11 2022-02-25 上海联影医疗科技股份有限公司 一种磁共振成像方法、装置及医学成像系统
CN114746763A (zh) * 2019-11-28 2022-07-12 国立大学法人神户大学 外场响应分布可视化装置和外场响应分布可视化方法

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JP5843876B2 (ja) 2016-01-13
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