JP2003153877A

JP2003153877A - 画像診断支援システムおよび画像処理方法

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Publication number: JP2003153877A
Application number: JP2001358114A
Authority: JP
Inventors: Tetsuji Tsukamoto; 鉄二塚元; Hiroshi Hashimoto; 浩橋本
Original assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Current assignee: GE Medical Systems Global Technology Co LLC
Priority date: 2001-11-22
Filing date: 2001-11-22
Publication date: 2003-05-27
Anticipated expiration: 2021-11-22
Also published as: JP3878462B2

Abstract

(57)【要約】【課題】ＭＲＩ装置と超音波撮像装置の画像情報から真
に有用な合成画像をリアルタイムに得ることが可能な画
像診断支援システムおよび画像処理方法を提供する。【解決手段】超音波撮像装置３によりリアルタイムに得
られるＵＳ画像信号Ｓ３を受けて、超音波撮像装置３に
よる被検部位の超音波画像データ（ドップラ画像）から
ＵＳ画像の少なくとも特定的な特徴部、たとえば血流像
を含む血管領域を抽出し、事前に取得され記憶装置４１
に保持されたＭＲ画像を読み出し、読み出したＭＲ画像
の特定的な特徴部に対してＵＳ画像の対応する特徴部を
位置合わせし、特定的な特徴部のＵＳ画像を重ね合わせ
てＭＲ画像を補正し、補正ＭＲ画像を表示装置５に表示
する画像合成装置４を設ける。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴撮像（Ｍ
ＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置による画像
（以下、ＭＲ画像という）、および超音波撮像装置によ
る画像（以下、ＵＳ画像という）を合成して、医師の診
断を支援する画像診断支援システムおよびその合成のた
めの画像処理方法に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩ装置では、静磁場空間に被検体を
収容し、磁気共鳴を利用して被検体の被検部位を撮像す
る。具体的には、励起パルスで被検体内のスピン（ｓｐ
ｉｎ）を励起し、それによって生じる磁気共鳴信号を、
たとえばスピンエコー（ｓｐｉｎｅｃｈｏ）またはグラ
ディエントエコー（ｇｒａｄｉｅｎｔｅｃｈｏ）として
２次元フーリエ空間に収集する。磁気共鳴信号には、い
わゆるビュー（ｖｉｅｗ）毎に異なる位相エンコードを
付与し、２次元フーリエ空間において位相軸上の位置が
異なる複数のビューのエコーデータをそれぞれ収集す
る。そして、収集した全ビューのエコーデータを２次元
逆フーリエ変換することにより、画像を再構成し、再構
成画像を表示装置に表示する。

【０００３】また、超音波撮像装置では、超音波プロー
ブを被検体の被検部位に当接させて被検体に超音波を送
波し、たとえば被検体内での非線形効果による高調波エ
コーに基づいて画像を生成し、表示装置に表示する。

【０００４】これらのＭＲＩ装置および超音波撮像装置
は、同じ電磁波シールド内で使用可能であるが、それぞ
れに装置が独立に画像を収集して表示するような形態で
利用され、それぞれの画像は個別に医師等の検査時や手
術中の診断の判定に用いられていた。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】ところで、このような
利用形態では、検査中や手術中に個別に装置を使い分け
る必要があり、操作が煩雑であることから、ＭＲＩ装置
の撮影断層像に応じた超音波撮影断面を容易に収集し、
両画像を合成表示して診断に有用な画像を得ることが可
能な超音波およびＭＲＩ複合診断装置が提案されている
（たとえば、特開平９−２４０３４号公報、特開平９−
２４０３５号公報参照）。

【０００６】この超音波およびＭＲＩ複合診断装置は、
ＭＲ画像とＵＳ画像を合成表示するのであるが、ＭＲ画
像とＵＳ画像には、以下に示すような長所と短所を有す
ることから、両画像を単に合成するだけでは、両者の画
像情報の矛盾等から真に有用な画像をリアルタイムに得
ることは困難である。

【０００７】すなわち、ＭＲＩ装置は、一般に軟部組織
のコントラスト分解能に優れており、高空間分解能画像
を得ることができるが、撮像時間が超音波診断装置に比
べて長いという欠点がある。超音波診断装置は、リアル
タイムイメージングが可能であるが、ＭＲ画像に比べて
画像が粗いという欠点がある。

【０００８】また、上記提案された超音波およびＭＲＩ
複合診断装置において、たとえばＭＲＩ装置で形態的な
情報を取得し、超音波撮像装置のドップラモードの画像
を重ね合わせる場合を想定すると、生体を撮像対象とす
ることから、呼吸や突発的な運動により相互の位置ずれ
が起きる可能性が容易に推察できる。

【０００９】本発明は、かかる事情に鑑みてなされたも
のであり、その目的は、ＭＲＩ装置と超音波撮像装置の
画像情報から真に有用な合成画像をリアルタイムに得る
ことが可能な画像診断支援システムおよび画像処理方法
を提供することにある。

【００１０】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明の第１の観点は、異なる撮像装置で撮像され
た被検体の被検部位の複数の画像データを合成処理する
画像診断支援システムであって、静磁場空間に被検体を
収容し、磁気共鳴信号を得るパルスシーケンスでデータ
を収集し、収集したデータに基づいて画像を生成する磁
気共鳴撮像装置と、被検体に超音波を送波し画像を生成
する超音波撮像装置と、上記超音波撮像装置による被検
部位の超音波画像データを用いて、少なくとも上記超音
波画像の特定的な特徴部を抽出し、上記磁気共鳴撮像装
置で事前に取得された磁気共鳴画像の上記特定的な特徴
部に対して上記超音波画像の対応する特徴部を位置合わ
せし、超音波画像を重ね合わせた磁気共鳴画像を生成す
る画像合成装置とを有する。

【００１１】第１の観点では、上記画像合成装置は、上
記超音波撮像装置による被検部位の超音波画像データを
受けて、上記超音波画像の特徴を抽出し、当該特徴情報
と整合させるように、上記磁気共鳴撮像装置で事前に取
得された磁気共鳴画像を変形させて、磁気共鳴画像を補
正する。

【００１２】また、第１の観点では、上記画像合成装置
により補正された磁気共鳴画像を表示する表示装置を有
する。

【００１３】また、第１の観点では、上記画像合成装置
は、上記磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁気共鳴
画像データを記憶する記憶装置を有し、上記画像合成装
置は、上記記憶装置から読み出した磁気共鳴画像に対し
て上記位置合わせおよび重ね合わせ処理を行う。

【００１４】また、第１の観点では、上記画像合成装置
は、上記磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁気共鳴
画像データを記憶する記憶装置と、上記超音波撮像装置
による被検部位の超音波画像データから超音波画像の少
なくとも特定的な特徴部を抽出する特徴抽出部と、事前
に取得され上記記憶装置に保持された磁気共鳴画像を読
み出し、読み出した磁気共鳴画像の上記特定的な特徴部
に対して上記超音波画像の対応する特徴部を位置合わせ
し、当該特定的な特徴部の超音波画像を重ね合わせて磁
気共鳴画像を補正する磁気共鳴画像補正部とを有する。

【００１５】また、第１の観点では、上記磁気共鳴撮像
装置は、励起パルスで被検体内のスピンを励起すること
によって生じる磁気共鳴信号を、エコーデータとして２
次元フーリエ空間に収集し、収集したエコーデータを２
次元逆フーリエ変換することにより、画像を再構成して
上記画像合成装置に出力する。

【００１６】また、第１の観点では、上記超音波撮像装
置は、超音波プローブを通して得られたエコー受信信号
のドップラシフトに基づいた超音波画像をリアルタイム
に生成して上記画像合成装置に出力する。

【００１７】本発明の第２の観点は、異なる撮像装置で
撮像された被検体の被検部位の複数の画像データを合成
処理する画像処理方法であって、磁気共鳴撮像装置にお
ける静磁場空間に被検体を収容し、磁気共鳴信号を得る
パルスシーケンスでデータを収集し、収集したデータに
基づいて画像を生成することにより磁気共鳴画像データ
を事前に取得しておき、超音波撮像装置により、被検体
に超音波を送波して超音波画像データをリアルタイムに
生成し、生成された超音波画像の少なくとも特定的な特
徴部を抽出し、上記磁気共鳴撮像装置で事前に取得され
た磁気共鳴画像の上記特定的な特徴部に対して上記超音
波画像の対応する特徴部を位置合わせし、超音波画像を
重ね合わせた磁気共鳴画像を生成する。

【００１８】第２の観点では、上記超音波画像の特徴を
抽出し、上記抽出した特徴情報と整合させるように、事
前に取得された磁気共鳴画像を変形させて、磁気共鳴画
像を補正する。

【００１９】また、第２の観点では、上記補正された磁
気共鳴画像を表示する。

【００２０】また、第２の観点では、上記磁気共鳴画像
データは、励起パルスで被検体内のスピンを励起するこ
とによって生じる磁気共鳴信号を、エコーデータとして
２次元フーリエ空間に収集し、収集したエコーデータを
２次元逆フーリエ変換することにより、画像を再構成し
て生成する。

【００２１】また、第２の観点では、上記超音波画像デ
ータは、超音波プローブを通して得られたエコー受信信
号のドップラシフトに基づいた超音波画像をリアルタイ
ムに形成して生成する。

【００２２】本発明によれば、まず、磁気共鳴撮像装置
において、静磁場空間に被検体が収容され、励起パルス
で被検体内のスピンを励起することによって生じる磁気
共鳴信号が、エコーデータとして２次元フーリエ空間に
収集される。そして、収集したエコーデータが２次元逆
フーリエ変換され、これにより、画像が再構成されて画
像合成装置に出力される。画像合成装置では、磁気共鳴
撮像装置による高分解能、高コントラスト分解能の磁気
共鳴画像データがたとえば記憶装置に一端記憶される。
次に、超音波撮像装置の超音波プローブを通して得られ
たエコー受信信号のドップラシフトに基づいた超音波画
像がリアルタイムに形成され、生成されたたとえば血流
像である超音波画像データが画像合成装置に出力され
る。画像合成装置では、超音波撮像装置によりリアルタ
イムに得られる超音波画像データを受けて、特徴抽出部
により超音波画像から、たとえば被検部位の臓器の境界
や血管などの特徴部が抽出され、磁気共鳴画像補正部に
出力される。磁気共鳴画像補正部では、超音波画像の特
徴から、その情報と整合させるように記憶装置に格納さ
れている事前に取得された磁気共鳴画像が変形されて、
超音波画像と矛盾をなくした補正磁気共鳴画像が生成さ
れる。これと並行してさらに、磁気共鳴画像補正部で
は、読み出した磁気共鳴画像の特定的な特徴部、たとえ
ば血管等に対して超音波画像の対応する特徴部である血
管部を位置合わせし、当該特定的な特徴部、たとえば血
管領域の超音波画像（血流像）が重ね合わされて磁気共
鳴画像が生成される。この補正され、リアルタイムに生
成された超音波画像と整合され、両画像間に矛盾がな
く、しかも高分解能、高コントラスト分解能の磁気共鳴
画像が表示装置に表示される。

【００２３】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施形態に係る画
像診断支援システムについて図面に関連付けて説明す
る。

【００２４】図１は、本発明に係る画像診断支援システ
ムの一実施形態を示す構成図である。本画像診断支援シ
ステム１は、図１に示すように、ＭＲＩ装置２、超音波
撮像装置３、画像合成装置４、および表示装置５を有し
ている。なお、本実施形態では、超音波撮像装置３は、
被検体内での非線形効果による高調波エコーに基づいて
画像を生成する装置を例に説明するが、本発明は他の超
音波撮像装置にも適用することができる。

【００２５】ＭＲＩ装置２は、静磁場空間に被検体を収
容し、磁気共鳴を利用して被検体の被検部位に、励起パ
ルスで被検体内のスピン（ｓｐｉｎ）を励起し、それに
よって生じる磁気共鳴信号を、たとえばスピンエコー
（ｓｐｉｎｅｃｈｏ）またはグラディエントエコー（ｇ
ｒａｄｉｅｎｔｅｃｈｏ）として２次元フーリエ空間に
収集し、収集した全ビューのエコーデータを２次元逆フ
ーリエ変換することにより、画像を再構成し、再構成画
像データを信号Ｓ２として画像合成装置４に供給すると
ともに、表示部に表示する。

【００２６】図２は、本実施形態に係るＭＲＩ装置２の
構成例を示す図である。

【００２７】本実施形態に係るＭＲＩ装置２は、図２に
示すように、マグネットからの放射電磁波の洩漏や外乱
電磁波の進入を防止する閉空間を形成した図示しないス
キャンルームに配設される本体装置２Ａ、およびたとえ
ばスキャンルームに隣接して設けられた操作ルーム内の
オペレータＯＰが操作等するオペレータコンソール２Ｂ
を主構成要素として有している。

【００２８】本体装置２Ａは、図２に示すように、マグ
ネットシステム２１、ＲＦ駆動部２２、勾配駆動部２
３、データ収集部２４、制御部２５、およびクレードル
２６を有している。

【００２９】マグネットシステム２１は、図２に示すよ
うに、上下の磁石に挟まれた内部空間（ギャップ：ｇａ
ｐ）２１１を有し、ギャップ２１１内には、クッション
を介して被検体６を載せたクレードル２６が図示しない
搬送部によって搬入される。

【００３０】マグネットシステム２１内には、図２に示
すように、ギャップ２１１内のマグネットセンタ（走査
する中心位置）の周囲に、主磁場マグネット部２１２
ａ，２１２ｂ、勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂ、およ
びＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂが配置されている。

【００３１】主磁場マグネット部２１２ａ，２１２ｂ、
勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂ、およびＲＦコイル部
２１４ａ，２１４ｂのそれぞれは、検査時に被検体６が
位置するギャップ２１１内の空間を挟んで対向する１対
のコイルからなる。

【００３２】主磁場マグネット部２１２ａ，２１２ｂ
は、ギャップ２１１内に静磁場を形成する。静磁場の方
向は、たとえば概ね被検体６の体軸方向と直交する方向
である。すなわち、垂直磁場を形成する。主磁場マグネ
ット部２１２ａ，２１２ｂを構成する一対の主磁場マグ
ネットは、たとえば永久磁石などを用いて構成される。

【００３３】勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂは、ＲＦ
コイル部２１４ａ，２１４ｂが受信する磁気共鳴信号に
３次元の位置情報を持たせるために、主磁場マグネット
部２１２ａ，２１２ｂが形成した静磁場の強度に勾配を
付加する勾配磁場を発生する。勾配コイル部２１３ａ，
２１３ｂが発生する勾配磁場は、スライス（ｓｌｉｃ
ｅ）勾配磁場、リードアウト（ｒｅａｄｏｕｔ）勾配
磁場およびフェーズエンコード（ｐｈａｓｅｅｎｃｏ
ｄｅ）勾配磁場の３種類であり、これら３種類の勾配磁
場に対応して勾配コイル部２１３は３系統の勾配コイル
を有する。

【００３４】ＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂは、主磁
場マグネット部２１２が形成した静磁場空間内で被検体
６の体内にスピンを励起するための高周波磁場を形成す
る。ここで、高周波磁場を形成することをＲＦ励起信号
の送信という。ＲＦコイル部２１４は、被検体６の体内
に励起されたスピンが生じる電磁波を磁気共鳴信号とし
て受信する。ＲＦコイル部２１４は、図示しない送信用
コイルおよび受信用コイルを有する。送信用コイルおよ
び受信用コイルは、同じコイルを兼用するかあるいはそ
れぞれ専用のコイルを用いる。

【００３５】なお、本実施形態の場合、ＲＦコイル部２
１４ａ，２１４ｂは、ＲＦ駆動部２２によるプロトコル
対応の駆動信号ＤＲ１を受けて高周波磁場を形成する。
磁気共鳴撮影処理においては、１繰り返し時間（ＴＲ；
ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎｔｉｍｅ）毎に用いるパルスシー
ケンス（スキャンシーケンス）の数は、被検部位毎に対
応して設定されたプロトコルによって異なる。たとえば
頭部等の被検部位に応じたプロトコル毎に、それぞれ異
なる回数、たとえば６４回〜５１２回繰り返されて、６
４ビューから５１２ビューのビューデータが得られる。

【００３６】ＲＦ駆動部２２は、制御部２５の指示に基
づいたプロトコル対応の駆動信号ＤＲ１をＲＦコイル部
２１４ａ，２１４ｂに与えてＲＦ励起信号を発生させ
て、被検体６の体内のスピンを励起する。

【００３７】勾配駆動部２３は、制御部２５の指示に基
づいたプロトコル対応の駆動信号ＤＲ２を勾配コイル部
２１３ａ，２１３ｂに与えて勾配磁場を発生させる。勾
配駆動部２３は、勾配コイル部２１３の３系統の勾配コ
イルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有す
る。

【００３８】データ収集部２４は、ＲＦコイル部２１４
ａ，２１４ｂが受信した受信信号を取り込み、それをビ
ューデータ（ｖｉｅｗｄａｔａ）として収集して、オ
ペレータコンソール２Ｂのデータ処理部２７に出力す
る。

【００３９】制御部２５は、オペレータコンソール２Ｂ
のデータ処理部２７から送られてくる被検体６の被検部
位に対応した実行すべきプロトコルに即して、あらかじ
め決められた繰り返し時間ＴＲ内において所定のパルス
シーケンスが所定回数繰り返される駆動信号ＤＲ１をＲ
Ｆコイル部２１４に印加するようにＲＦ駆動部２２を制
御する。同様に、制御部２５は、実行すべきプロトコル
に即して、１ＴＲ内に、所定のパターンのパルス信号を
勾配コイル２１３ａ，２１３ｂに印加するように勾配駆
動部２３を制御する。また、制御部２５は、ＲＦコイル
部２１４ａ，２１４ｂが受信した受信信号を取り込み、
それをビューデータ（ｖｉｅｗｄａｔａ）として収集
して、オペレータコンソール２Ｂのデータ処理部２７に
出力するように、データ収集部２４を制御する。

【００４０】この磁気共鳴撮像用パルスシーケンスは、
いわゆるスピンエコー（ＳＥ：ＳｐｉｎＥｃｈｏ）
法、グラディエントエコー（ＧＲＥ：ＧＲａｄｉｅｎｔ
Ｅｃｈｏ）法、ファーストスピンエコー（ＦＳＥ：Ｆ
ａｓｔＳｐｉｎＥｃｈｏ）法、ファーストリカバリ
ＳＥ（ＦａｓｔＲｅｃｏｖｅｒｙＳｐｉｎＥｃｈ
ｏ）法、エコープラナー・イメージング（ＥＰＩ：Ｅｃ
ｈｏＰｌａｎａｒＩｍａｇｉｎｇ）法等、各撮像方
法によって異なる。

【００４１】ここで、各撮像方法のパルスシーケンスの
うち、ＳＥ法のパルスシーケンスについて、図３に関連
付けて説明する。図３（ａ）はＳＥ法におけるＲＦ励起
用の９０°パルスおよび１８０°パルスのシーケンスで
あり、ＲＦ駆動部２２がＲＦコイル部２１４に印加する
駆動信号ＤＲ１に相当する。図３（ｂ）、（ｃ）、
（ｄ）、および（ｅ）は、それぞれスライス勾配Ｇｓ、
リードアウト勾配Ｇｒ、フェーズエンコード勾配Ｇｐ、
およびスピンエコーＭＲのシーケンスであり、スライス
勾配Ｇｓ、リードアウト勾配Ｇｒ、およびフェーズエン
コード勾配Ｇｐのパルスは、勾配駆動部２３が勾配コイ
ル部２１３に印加する駆動信号ＤＲ２に相当する。

【００４２】図３（ａ）に示すように、ＲＦ駆動部２２
によりＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂに対して９０°
パルスが印加され、スピンの９０°励起が行われる。こ
のとき、図３（ｂ）に示すように、勾配駆動部２３によ
り勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂに対してスライス勾
配パルスＧｓが印加され、所定のスライスについて選択
励起が行われる。図３（ａ）に示すように、９０°励起
から所定の時間後に、ＲＦ駆動部２２によりＲＦコイル
部２１４ａ，２１４ｂに対して１８０°パルスが印加さ
れ、１８０°励起、すなわちスピン反転が行われる。こ
のときも、図３（ｂ）に示すように、勾配駆動部２３に
より勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂに対してスライス
勾配パルスＧｓが印加され、同じスライスについて選択
的な反転が行われる。

【００４３】図３（ｃ）および（ｄ）に示すように、９
０°励起とスピン反転の間の期間に、勾配駆動部２３に
より勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂに対してリードア
ウト勾配パルスＧｒ、およびフェーズエンコード勾配パ
ルスＧｐが印加される。そして、リードアウト勾配パル
スＧｒによりスピンのディフェーズが行われ、フェーズ
エンコード勾配パルスＧｐによりスピンのフェーズエン
コードが行われる。

【００４４】スピン反転後、図３（ｃ）に示すように、
勾配駆動部２３により勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂ
に対してリードアウト勾配パルスＧｒが印加されて、リ
フェーズされて、図３（ｅ）に示すように、スピンエコ
ーＭＲが発生される。このスピンエコーＭＲは、データ
収集部２４によりビューデータとして収集される。

【００４５】制御部２５は、このようなパルスシーケン
スで、実行プロトコルに応じて、周期ＴＲでたとえば６
４〜５１２回繰り返すように、ＲＦ駆動部２２、勾配駆
動部２３、およびデータ収集部２４を制御する。また、
制御部２５は、繰り返しのたびに、フェーズエンコード
勾配パルスＧｐを変更し、毎回異なるフェーズエンコー
ドを行うように、制御を行う。

【００４６】オペレータコンソール２Ｂは、図２に示す
ように、データ処理部２７、操作部２８、および表示部
２９を有している。

【００４７】データ処理部２７は、データ収集部２４か
ら取り込んだデータをメモリに記憶する。メモリ内には
データ空間が形成される。メモリに形成されるデータ空
間は、２次元フーリエ空間を構成する。データ処理部２
７は、これら２次元フーリエ空間のデータを２次元逆フ
ーリエ変換、すなわちフーリエ周波数空間から実空間へ
の変換を行って、被検体６の画像を生成（再構成）す
る。そして、データ処理部２７は、再構成画像を信号Ｓ
２として画像合成装置４に供給する。なお、２次元フー
リエ空間をｋスペースともいう。

【００４８】データ処理部２７には、制御部２５が接続
されており、制御部２５の上位にあってそれを統括す
る。データ処理２７には、また、操作部２８、および表
示部２９が接続されている。

【００４９】操作部２８は、ポインティングデバイスを
備えたキーボードやマウス等により構成され、オペレー
タＯＰの操作に応じた操作信号をデータ処理部２７に出
力する。また。操作部２８からは、たとえば上述した実
行すべきプロトコルの入力が行われる。データ処理部２
７は、操作部２８から入力されたプロトコルに関する情
報（プロトコル番号等）を制御部２５に供給する。

【００５０】表示部２９は、グラフィックディスプレイ
等により構成され、操作部２８からの操作信号に応じ
て、本体装置２Ａの動作状態に応じた所定の情報を表示
する。

【００５１】超音波撮像装置３は、超音波プローブを被
検体の被検部位に当接させて被検体に超音波を送波し、
被検体内での非線形効果による高調波エコーに基づいて
画像を生成し、生成した画像データを信号Ｓ３として画
像合成装置４に供給するとともに、表示部に表示する。

【００５２】図４は、本実施形態に係る超音波撮像装置
３の構成例を示す図である。

【００５３】超音波撮像装置３は、図４に示すように、
超音波プローブ３１、送受信部３２、Ｂモード処理部３
３、ドップラ処理部３４、画像処理部３５、表示部３
６、制御部３７、および操作部３８を有している。

【００５４】超音波プローブ３１は、被検体６に当接さ
れて超音波の送受波に使用される。超音波プローブ３１
は、図示しない超音波トランスデューサアレイ(transdu
cerarray)を有する。超音波トランスデューサアレイ
は、複数の超音波トランスデューサをアレイ状に配列し
て構成される。個々の超音波トランスデューサは、たと
えばＰＺＴ（チタン(Ti)酸ジルコン(Zr)酸鉛）セラミッ
クス(ceramics)等の圧電材料で構成される。超音波プロ
ーブ３１は、ケーブル３９により送受信部３２に接続さ
れている。

【００５５】送受信部３２は、超音波ブローブ３１に駆
動信号を与えて、超音波を送波させ、また、超音波プロ
ーブ３１が受波したエコーを受信する。

【００５６】図５は、図４の送受信部３２の構成例を示
す図である。送受信部３２は、図５に示すように、送波
タイミング発生回路３２１、送波ビームフォーマ３２
２、送受切換回路３２３、および受信ビームフォーマ３
２４を有している。

【００５７】送波タイミング発生回路３２１は、送波タ
イミング信号Ｓ３２１を周期的に発生して送波ビームフ
ォーマ３２２に供給する。送波ビームフォーマ３２２
は、送波タイミング信号Ｓ３２１に基づいて、送波ビー
ムフォーミング信号、すなわち、超音波トランスデュー
サアレイ中の送波アパーチャ(aperture)を構成する複数
の超音波トランスデューサを時間差をもって駆動する複
数の駆動信号Ｓ３２２を発生し、送受切換回路３２３に
出力する。

【００５８】送受切換回路３２３は、複数の駆動信号Ｓ
３２２を超音波プローブ３１の超音波トランスデューサ
アレイにケーブル３８を介して送信する。アレイ中の送
波アパーチャを構成する複数の超音波トランスデューサ
は、複数の駆動信号の時間差に対応した位相差を持つ複
数の超音波をぞれぞれ発生する。それら超音波の波面合
成により超音波ビームが形成される。超音波ビームの送
波は、送波タイミング発生回路３２１が発生する送波タ
イミング信号Ｓ３２１により、所定の時間間隔で繰り返
し行われる。そして、超音波ビームの方位（音線の方
位）は送波ビームフォーマ３２２によって所定量ずつ順
次変更される。それにより、被検体６の内部が、超音波
ビームが形成する音線によって走査される。すなわち被
検体６の内部が音線によって順次で走査される。

【００５９】また、送受切換回路３２３は、超音波トラ
ンスデューサアレイ中の受波アパーチャが受波した複数
のエコー信号を受波ビームフォーマ３２４に入力する。
受波ビームフォーマ３２４は、複数の受波エコーに時間
差を付与して位相を調整し次いでそれら加算して、音線
に沿ったエコー受信信号の形成、すなわち、受波のビー
ムフォーミングを行う。受波ビームフォーマ３２４によ
り、受波の音線も送波に合わせて走査される。受波ビー
ムフォーマ３２４は、各音線毎のエコー受信信号をＢモ
ード処理部３３およびドップラ処理部３４に出力する。

【００６０】以上の、送波タイミング発生回路３２１、
送波ビームフォーマ３２２、送受切換回路３２３、およ
び受信ビームフォーマ３２４は、制御部３６の制御信号
ＣＴＬよって制御される。

【００６１】Ｂモード処理部３３は、送受信部３２の受
波ビームフォーマ３２４による各音線毎のエコー受信信
号を受けて、Ｂモード画像データを形成する。

【００６２】図６は、図４のＢモード処理部３３の構成
例を示す図である。Ｂモード処理部３３は、図６に示す
ように、対数増幅回路３３１および包絡線検波回路３３
２を有している。

【００６３】対数増幅回路３３１は、エコー受振信号を
対数増幅する。包絡線検波回路３３２は、対数増幅回路
３３１で対数増幅された信号の包絡線検波を行って、音
線上の個々の反射点でのエコーの強度を表す信号、すな
わちＡスコープ信号を得て、このＡスコープ信号の各瞬
時の振幅をそれぞれ輝度値として、Ｂモード画像データ
を生成し、画像処理部３５に出力する。

【００６４】ドップラ処理部３４は、送受信部３２の受
波ビームフォーマ３２４による各音線毎のエコー受信信
号を受けて、ドップラ画像データを形成し、画像処理部
３５に出力する。ドップラ画像データには、速度デー
タ、分散データ、およびパワーデータが含まれる。

【００６５】図７は、図４のドップラ処理部３４の構成
例を示す図である。ドップラ処理部３４は、図７に示す
ように、直交検波回路３４１、ＭＴＩ（ｍｏｖｉｎｇ
ｔａｒｇｅｔｉｎｄｉｃａｔｉｏｎ）フィルタ３４
２、自己相関演算回路３４３、平均流速演算回路３４
４、分散演算回路３４５、およびパワー演算回路３４６
を有している。

【００６６】このドップラ処理部３４は、直交検波回路
３４１でエコー受信信号を直交検波し、ＭＩＴフィルタ
３４２でＭＴＩ処理してエコー信号のドップラシフトを
求める。また、ドップラ処理部３４は、自己相関演算回
路３４３でＭＩＴフィルタ３４２の出力信号について自
己相関演算を行い、平均流速演算回路３４４で自己相関
演算結果から平均流速Ｖを求め、分散演算回路３４５で
自己相関演算結果から流速の分散Ｔを求め、パワー演算
回路３４６で自己相関演算結果からドップラシフトのパ
ワー信号を求める。

【００６７】これにより、被検体６内で移動するエコー
源、たとえば血液等の平均風速Ｖとその分散Ｔおよびド
ップラ信号のパワーＰＷを表すそれぞれのデータが音線
毎に得られる。これらの画像データは、音線上の各点
（ピクセル）の平均流速、分散およびパワーを示す。な
お、平均流速は音線方向の成分として得られる。また、
超音波プローブ３１に近づく方向と遠ざかる方向とが区
別される。なお、エコー源は血液に限るものではなく、
たとえば血管等に注入されたマイクロバルーン造影剤等
であってもよい。

【００６８】画像処理部３５は、Ｂモード処理部３３か
ら入力される複数系統のＢモード画像データに基づいて
複数のＢモード画像をそれぞれ生成し、また、ドップラ
処理部３４からのデータに基づいてドップラ画像を生成
し、生成したＢモード画像またはドップラ画像を信号Ｓ
３として画像処理装置４に出力する。

【００６９】図８は、図４の画像処理部３５の構成例を
示す図である。画像処理部３５は、図８に示すように、
バス３５１によって接続された音線データメモリ３５
２、ディジタル・スキャンコンバータ３５３、画像メモ
リ３５４、および画像処理プロセッサ３５５を有してい
る。

【００７０】Ｂモード処理部３３から音線毎に入力され
たＢモード画像データおよびドップラ処理部３４から入
力されたドップラ画像データは、音線データメモリ３５
２にそれぞれ記憶される。音線データメモリ３５２内に
はそれぞれの音線デー夕空間が形成される。

【００７１】ディジタル・スキャンコンバータ３５３
は、走査変換により音線データ空間のデータを物理空間
のデータに変換する。ディジタル・スキャンコンバータ
３５３によって変換された画像データは、画像メモリ３
５４に記憶される。すなわち、画像メモリ３５４は、物
理空間の画像データを記憶する。画像処理プロセッサ３
５５は、音線データメモリ３５２および画像メモリ３５
４のデータについてそれぞれ所定のデータ処理を施す。

【００７２】また、画像処理部３５には、表示部３６が
接続されている。表示部３６は、画像処理部３５から画
像信号が与えられ、それに基づいて画像を表示する。表
示部３６は、たとえばカラー画像が表示可能なグラフィ
ックディスプレイ等によって構成される。

【００７３】制御部３７は、送受信部３２、Ｂモード処
理部３３、ドップラ処理部３４、画像処理部３５、およ
び表示部３６の各部に制御信号ＣＴＬを与えてその動作
を制御する。また、制御部３７には、被制御の各部から
各種の報知信号が入力される。そして、制御部３７によ
る制御の下で、超音波撮像が遂行される。さらに、制御
部３７には操作部３８が接続されている。操作部３８は
操作者によって操作され、制御部３７に所望の指令や情
報を入力する。操作部３８は、たとえばキーボードやそ
の他の操作具を備えた操作パネルで構成される。

【００７４】画像合成装置４は、たとえばワークステー
ション等により構成され、ＭＲＩ装置２により事前に取
得された、たとえば図９（ａ）に示すような、血管、
腫瘍、体表、並びに検査のために被検体内に挿入さ
れた生検針体を含む臓器に関する高分解能、高コント
ラスト分解能のＭＲ画像信号Ｓ２を受けて一旦記憶装置
等に蓄積しておき、超音波撮像装置３によりリアルタイ
ムに得られるＵＳ画像信号Ｓ３を受けて、図９（ｂ）に
示すように、ＵＳ画像から臓器の境界などの特徴点
（線）を抽出し、ＵＳ画像の特徴から、その情報と整合
させるように（つじつまがあうように）、事前に取得さ
れメモリに保持したＭＲ画像を、図９（ｃ）に示すよう
に変形させて、ＭＲ画像とＵＳ画像の画像情報間に矛盾
をなくした補正ＭＲ画像を生成し、表示装置５に表示さ
せる。すなわち、本実施形態のように、同一対象を時間
をおいて撮像した場合、それらの複数枚の画像を相互に
比較するためには、正確に重ね合せをする必要がある。
すなわち、画像整合装置４は、位置合わせという操作を
行う。位置合わせに際しては、ＭＲ画像とＵＳ画像ので
の対応関係を明らかにしておく必要がある。たとえばい
くつかの基準点が共通に求められる場合には、これらの
座標を用いて後述する座標変換方法に従って座標変換を
行い、一方の画像を他方の画像に重ね合わせることがで
きる。

【００７５】また、画像合成装置４は、超音波撮像装置
３によりリアルタイムに得られるＵＳ画像信号Ｓ３を受
けて、図１０（ｂ）に示すように、ＵＳ画像から臓器の
境界や血管等の特定的な特徴部を抽出し、図１０（ｃ）
に示すように、磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁
気共鳴画像の特定的な特徴部に対してＵＳ画像の対応す
る特徴部（この例では血管領域）を位置合わせし、こ
の特定的な特徴部のＵＳ画像（この場合は、ドップラ画
像）を重ね合わせた磁気共鳴画像を生成する。

【００７６】図１１は、画像合成装置４の構成例を示す
図である。画像合成装置４は、図９に示すように、事前
に取得した高分解能、高コントラスト分解能のＭＲ画像
信号Ｓ２を記憶するハードディスク装置等からなる記憶
装置４１、超音波撮像装置３によるＵＳ画像信号Ｓ３か
らＵＳ画像の特徴を抽出する特徴抽出部４２、および特
徴抽出部４２で抽出されたＵＳ画像の特徴から、その情
報と整合させるように、記憶装置４１に保持したＭＲ画
像を変形させて、ＭＲ画像とＵＳ画像の画像情報間に矛
盾をなくした補正ＭＲ画像を生成するＭＲ画像補正部４
３を有する。また、本実施形態における特徴抽出部４２
は、超音波撮像装置３による被検部位の超音波画像デー
タ（ドップラ画像）からＵＳ画像の少なくとも特定的な
特徴部、たとえば血流像を含む血管領域を抽出する。そ
して、ＭＲ画像補正部４３は、事前に取得され記憶装置
４１に保持されたＭＲ画像を読み出し、読み出したＭＲ
画像の特定的な特徴部に対してＵＳ画像の対応する特徴
部を位置合わせし、特定的な特徴部のＵＳ画像を重ね合
わせてＭＲ画像を補正する。

【００７７】なお、臓器の特徴点（線）は、図９（ａ）
に示すような、血管、腫瘍、体表等に基づいて検
出する。特徴抽出部４２は、たとえば位置情報および輝
度データに基づいて、抽出体対象領域の形状や位置等の
特徴を検出する。なお、腫瘍の特徴パラメータは、形
状、形態、位置、エコー、およびテクスチャの５つに大
別できる。たとえば腫瘤の形状や形態の特徴パラメータ
をもとめるためには、輪郭抽出処理を行う。エコーに関
する特徴は、たとえば腫瘤内部、外側、後部、後部外側
陰影、および同じ深さの濃度平均値と分散を求め、それ
らの差や比を一つの特徴パラメータとする。また、テク
スチャは、腫瘤の種類により内部組成が異なることから
違いがある。テクスチャの特徴パラメータとしては、一
様性、コントラスト、エントロピー、濃度相関が用いら
れる。テクスチャを定量化するには、たとえばフーリエ
変換法、同時共起行列法、フラクタル法などが用いられ
る。また、特徴パラメータである位置パラメータは、た
とえば皮膚から臓器の体表までの距離等が用いられ
る。

【００７８】ＭＲ画像補正部４３がＭＲ画像を矛盾がな
いようにＵＳ画像に整合させる変形処理等においては、
以下に示すような位置合わせが行われる。

【００７９】すなわち、上述したように、本実施形態の
ように、同一対象を時間をおいて撮像したり、あるいは
異なる撮像系や波長を用いて撮像した場合、それらの複
数枚の画像を相互に比較するためには、正確に重ね合せ
をする必要がある。このような操作を位置合わせとい
う。位置合わせに際しては、画像間での対応関係を明ら
かにしておく必要がある。いくつかの基準点が共通に求
められる場合には、これらの座標を用いて後述する座標
変換方法に従って座標変換を行い、一方の画像を他方の
画像に重ね合わせることができる。基準点が明確でない
場合には、一方の画像の小領域が他方の画像内のどの領
域に最も似ているかを検出することによって２枚の画像
間での対応付けを行う。基本的には、２枚の画像が平行
移動で重なる関係にある場合に有効である。若干のひず
みがあっても適用可能であるが、たとえば大きさが異な
るなどの場合には上述したように、画像の特徴を抽出し
て特徴記述間のマッチング行う。領域間での類似度を判
定して対応点（領域）の検出を行う方法は、テンプレー
トマッチングと呼ばれる。テンプレートマッチング法で
は基準とする画像内の小領域をテンプレートとし、他
方の画像内でこのテンプレートと最も類似した領域を探
し出す（マッチング）ことが行われる。

【００８０】座標変換幾何学的変換（変形）は、ｘ−ｙ座標系で表現された画
像ｆ（ｘ，ｙ）を、別の座標系であるｕ−ｖ座標系を用
いた画像ｇ（ｕ，ｖ）に変換する座標変換の問題として
扱うことができる。すなわち、図１０（ａ），（ｂ）に
示すように、画像２中の座標（ｕ，ｖ）にある画素P ’
が、画像１中の座標（ｘ，ｙ）にある画素P に対応する
とする。このとき、座標変換を表現する関数ｐ（ｘ，
ｙ）、ｑ（ｘ，ｙ）を用いて、次のように表現できる。

【００８１】

【数１】ｕ＝ｐ（ｘ，ｙ）ｖ＝ｑ（ｘ，ｙ） …（１）

【００８２】関数ｐ，ｑとしては、次の与え方がある。 (1) 平行移動、回転拡大・縮小などあらかじめ変換式が
与えられている場合、 (2) 基準となる画像( たとえば正方格子状のパターン)
を撮像し、撮像系におけるひずみ特性を解析的に求める
場合、 (3) 互いに位置を合わせようとする画像相互で対応する
点を指定し、これらの対応関係から変換式を推定する場
合、である。

【００８３】(3) の場合、変換式としてはたとえば次式
で表現される多項式表現が用いられる。

【００８４】

【数２】

【００８５】画像１と２とで対応する点の組（ｘ_k ，ｙ
_k ），（ｕ_k ，ｖ_k ）を複数求め、式（２）に代入して
ａ_ij、ｂ_ijに関する連立方程式をたてる。これを最小２
乗法を用いて解くことにより係数ａ_ij、ｂ_ijの値が求ま
り変換式が確定する。

【００８６】なお、位置ずれ補正には、特別な付加的な
装置は必要とせず、ＭＲ画像とＵＳ画像のイメージの特
徴的な点・線・面を用いて行うことが可能である。たと
えば上述したように、体表の位置、血管の位置、組織の
境界、腫瘍の境界等はどちらの画像においてもコントラ
ストがその境界において大きく変化することが多いた
め、微分画像などにより自動的に抽出するように構成す
ることが可能である。変形や位置ずれがあまり大きくな
い場合は、互いの対応する位置同士を自動的に対応させ
ることが可能である。画像中の部分的な対応がわかって
いれば、補間等により特徴点でない位置においても対応
する位置同士を判別することが可能である。

【００８７】次に、上記構成による動作を説明する。

【００８８】先ず、クッションを介してクレードル２６
上に載せられた被検体６が、図示しない搬送部によっ
て、本体装置２０のマグネットシステム２１のギャップ
２１１内に搬入される。

【００８９】次に、被検体６の被検部位、たとえば腹部
をギャップ２１１内のマグネットセンタに位置させる。
このとき、マグネットセンタを含むギャップ２１１内の
所定の領域には、主磁場マグネット部２１２による静磁
場が形成されている。

【００９０】そして、オペレータＯＰにより、被検部位
に対応したプロトコル情報が操作部２８から入力され
る。操作部２８から入力されたプロトコルに関する情報
（プロトコル番号等）がデータ処理部３１により制御部
２５に供給される。

【００９１】制御部２５では、オペレータコンソール２
Ｂのデータ処理部２７により実行すべきプロトコルの指
定があると、オペレータコンソール２Ｂのデータ処理部
２７から送られてくる被検体６の被検部位に対応した実
行すべきプロトコルに即して、あらかじめ決められた繰
り返し時間ＴＲ内において所定のパルスシーケンスが所
定回数繰り返される駆動信号ＤＲ１をＲＦコイル部２１
４に印加するようにＲＦ駆動部２２が制御され、実行す
べきプロトコルに即して、１ＴＲ内に、所定のパターン
のパルス信号を勾配コイル２１３に印加するように勾配
駆動部２３が制御される。

【００９２】ＲＦ駆動部２２では、制御部２５の指示に
基づいたプロトコル対応の駆動信号ＤＲ１がＲＦコイル
部２１４に印加され、勾配駆動部２３では、制御部２５
の指示に基づいたプロトコル対応の駆動信号ＤＲ２が勾
配コイル部２１３に印加される。

【００９３】そして、ＲＦコイル部２１４より発生され
た高周波磁場に基づき、被検部位のスピンが励起され、
励起信号の送信を打ち切った後に外部に放射される電磁
波が受信コイルで受信される。

【００９４】これにより、被検体６の被検部位で励起さ
れたスピンが生じる電磁波が磁気共鳴信号として取り出
され、これがデータ収集部２４で収集され、検査結果の
データとしてオペレータコンソール２Ｂのデータ処理部
２７に出力される。すなわち、被検部位の撮像が行われ
る。

【００９５】データ処理部２７では、データ収集部２４
から入力したデータがメモリに記憶され、メモリ内にデ
ータ空間が形成される。データ処理部２７では、これら
２次元フーリエ空間のデータを２次元逆フーリエ変換し
て被検体６の被検部位の画像が生成（再構成）される。
そして、データ処理部２７から再構成画像が信号Ｓ２と
して画像合成装置４に供給される。

【００９６】画像合成装置４では、信号Ｓ２として入力
したＭＲ画像が記憶装置４１に一旦格納される。

【００９７】次に、超音波撮像装置３により、ＭＲＩ装
置２で撮像した被検体の同一被検部位が撮像される。

【００９８】すなわち、超音波プローブ３１が被検体６
の所望の個所に当接され、操作部３７を操作して撮像が
行われる。撮像は、制御部３６による制御の下で遂行さ
れる。具体的には、たとえばセクタスキャンにより、各
音線ごとに超音波ビームが送波され、そのエコーが送受
信部３２で受信され、各音線のエコー受信信号に基づ
き、Ｂモード処理部３３でＢモード画像データが形成さ
れる。また、ドップラ処理部３４でドップラ画像データ
が形成される。これらのＢモード画像データおよびドッ
プラ画像データは、画像処理部３５の音線データメモリ
３５２に記憶される。画像処理部３５では、画像処理プ
ロセッサ３５５により音線データメモリ３５２の複数系
統のＢモード画像データまたはドップラ画像データが、
ディジタル・スキャンコンバータ３５３で走査変換され
て、それぞれ画像メモリ３５４に書き込まれる。ここ
で、操作部３８を操作して、これらのＢモード画像およ
びドップラ画像を表示部３６に表示させる。そして、表
示された基本波エコー像と第２高調波エコー像とを観察
し、両画像の比較対照等により診断（検査）が行われ
る。第２高調波エコー像は、被検体の体表から始まる画
像を含むので、基本波エコー像との比較対照を行うのに
都合が良い。また、画像処理部３５からは、生成したＢ
モード画像データおよびドップラ画像データが信号Ｓ３
として画像処理装置４に出力される。

【００９９】画像合成装置４では、上述したように、Ｍ
ＲＩ装置２により事前に取得された所定の臓器に関する
高分解能、高コントラスト分解能のＭＲ画像データが記
憶装置４１に格納されている。そして、画像合成装置４
では、超音波撮像装置３によりリアルタイムに得られる
ＵＳ画像信号Ｓ３を受けて、特徴抽出部４２によりＵＳ
画像から臓器の境界などの特徴点（線）が抽出され、Ｍ
Ｒ画像補正部４３に出力される。ＭＲ画像補正部４３で
は、ＵＳ画像の特徴から、その情報と整合させるように
記憶装置４１に格納されている事前に取得されたＭＲ画
像が変形されて、ＭＲ画像とＵＳ画像の画像情報間に矛
盾をなくした補正ＭＲ画像が生成される。これと並行し
てさらに、磁気共鳴画像補正部４３では、読み出したＭ
Ｒ画像の特定的な特徴部、たとえば血管等に対してＵＳ
画像の対応する特徴部である血管部を位置合わせし、特
定的な特徴部、たとえば血管領域のＵＳ画像（ドップラ
画像からなる血流像）が重ね合わされてＭＲ画像が生成
される。この補正され、リアルタイムに生成されたＵＳ
画像と整合され、両画像間に矛盾がなく、しかも高分解
能、高コントラスト分解能で血流情報がリアルタイムに
付加されたＭＲ画像が表示装置５に表示される。

【０１００】そして、被検体６の被検部位のデータ収集
が完了すると、図示しない搬送部によって、クレードル
２６と共に被検体６がギャップ２１１の外に搬出され
る。

【０１０１】以上説明したように、本実施形態によれ
ば、超音波撮像装置３によりリアルタイムに得られるＵ
Ｓ画像信号Ｓ３を受けて、特徴抽出部４２により超音波
撮像装置３による被検部位の超音波画像データ（ドップ
ラ画像）からＵＳ画像の少なくとも特定的な特徴部、た
とえば血流像を含む血管領域を抽出し、事前に取得され
記憶装置４１に保持されたＭＲ画像を読み出し、読み出
したＭＲ画像の特定的な特徴部に対してＵＳ画像の対応
する特徴部を位置合わせし、特定的な特徴部のＵＳ画像
を重ね合わせてＭＲ画像を補正し、補正ＭＲ画像を表示
装置５に表示する画像合成装置４を設けたので、ＭＲＩ
装置と超音波撮像装置の画像情報から真に有用な高分解
能、高コントラスト分解能で血流情報等を含むＭＲ画像
をリアルタイムに得ることができる利点がある。したが
って、医師等は有用な情報に基づいてより正確かつ的確
な診断を行うことが可能となる。

【０１０２】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
ＭＲＩ装置と超音波撮像装置の画像情報から真に有用な
合成画像をリアルタイムに得ることができる利点があ
る。したがって、医師等は有用な情報に基づいてより正
確かつ的確な診断を行うことが可能となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明に係る画像診断支援システムの一実施形
態を示す構成図である。

【図２】本実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図
である。

【図３】スピンエコー法のパルスシーケンスについて説
明するためのタイミングチャートである。

【図４】本実施形態に係る超音波撮像装置の構成例を示
す図である。

【図５】図４の送受信部の構成例を示す図である。

【図６】図４のＢモード処理部の構成例を示す図であ
る。

【図７】図４のドップラ処理部の構成例を示す図であ
る。

【図８】図４の画像処理部の構成例を示す図である。

【図９】本発明に係るＭＲＩ装置によるＭＲ画像、超音
波撮像装置によるＵＳ画像、および補正後のＭＲ画像を
示す図である。

【図１０】本発明に係るＭＲＩ装置によるＭＲ画像、超
音波撮像装置によるＵＳ画像、および補正後のＭＲ画像
を示す図である。

【図１１】本発明に係る画像合成装置の構成例を示す図
である。

【図１２】座標変換を説明するための図である。

【符号の説明】

１…画像診断支援システム、２…ＭＲＩ装置、２Ａ…本
体装置、２１…マグネットシステム、２１１…ギャッ
プ、２１２…主磁場マグネット部、２１３…勾配コイル
部、２１４…ＲＦコイル部、２２…ＲＦ駆動部、２３…
勾配駆動部、２４…データ収集部、２５…制御部、２６
…クレードル、２Ｂ…オペレータコンソール、２７…デ
ータ処理部、２８…操作部、２９…表示部、３…超音波
撮像装置、３１…超音波プローブ、３２…送受信部、３
２１…送波タイミング発生回路、３２２…送波ビームフ
ォーマ、３２３…送受切換回路、３２４…受波ビームフ
ォーマ、３３…Ｂモード処理部、３３１…対数増幅回
路、３３２…包絡線検波回路、３４…ドップラ処理部、
３４１…直交検波回路、３４２…ＭＴＩフィルタ、３４
３…自己相関演算回路、３４４…平均流速演算回路、３
４５…分散演算回路、３４６…パワー演算回路、３５…
画像処理部、３５１…バス、３５２…音線データメモ
リ、３５３…ディジタル・スキャンコンバータ、３５４
…画像メモリ、３５５…画像プロセッサ、３６…表示
部、３７…制御部、３８…操作部、４…画像合成装置、
４１…記憶装置、４２…特徴抽出部、４３…ＭＲ画像補
正部、５…表示装置、６…被検体。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁷ 識別記号ＦＩテーマコート゛(参考）Ｇ０６Ｔ 7/40 Ｇ０１Ｎ 24/02 ５３０ＹＡ６１Ｂ 5/05 ３８２ (72)発明者塚元鉄二東京都日野市旭が丘四丁目７番地の127 ジーイー横河メディカルシステム株式会社内 (72)発明者橋本浩東京都日野市旭が丘四丁目７番地の127 ジーイー横河メディカルシステム株式会社内Ｆターム(参考） 4C096 AA18 AB41 AB50 AD03 AD14 AD15 AD25 DA03 DA04 DA30 DB02 DB03 DB09 DC02 DC11 DC14 DC18 DC35 DC40 DD02 DE02 4C301 CC02 DD02 EE11 JC14 JC20 KK07 KK08 KK12 KK21 KK30 LL02 4C601 DE01 EE09 JC15 JC20 JC21 JC37 KK09 KK10 KK12 KK18 KK23 KK24 KK31 LL01 LL02 5B057 AA07 BA05 BA07 BA19 CA08 CB08 CE08 CG09 CH01 DA07 DA16 5L096 AA06 BA06 BA13 EA14 FA23 FA67 MA03

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】異なる撮像装置で撮像された被検体の被
検部位の複数の画像データを合成処理する画像診断支援
システムであって、静磁場空間に被検体を収容し、磁気共鳴信号を得るパル
スシーケンスでデータを収集し、収集したデータに基づ
いて画像を生成する磁気共鳴撮像装置と、被検体に超音波を送波し画像を生成する超音波撮像装置
と、上記超音波撮像装置による被検部位の超音波画像データ
を用いて、少なくとも上記超音波画像の特定的な特徴部
を抽出し、上記磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁
気共鳴画像の上記特定的な特徴部に対して上記超音波画
像の対応する特徴部を位置合わせし、超音波画像を重ね
合わせた磁気共鳴画像を生成する画像合成装置とを有す
る画像診断支援システム。
【請求項２】上記画像合成装置は、上記超音波撮像装
置による被検部位の超音波画像データを受けて、上記超
音波画像の特徴を抽出し、当該特徴情報と整合させるよ
うに、上記磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁気共
鳴画像を変形させて、磁気共鳴画像を補正する請求項１
記載の画像診断支援システム。
【請求項３】上記画像合成装置により補正された磁気
共鳴画像を表示する表示装置を有する請求項１または２
記載の画像診断支援システム。
【請求項４】上記画像合成装置は、上記磁気共鳴撮像
装置で事前に取得された磁気共鳴画像データを記憶する
記憶装置を有し、上記画像合成装置は、上記記憶装置から読み出した磁気
共鳴画像に対して上記位置合わせおよび重ね合わせ処理
を行う請求項１、２、または３記載の画像診断支援シス
テム。
【請求項５】上記画像合成装置は、上記磁気共鳴撮像
装置で事前に取得された磁気共鳴画像データを記憶する
記憶装置と、上記超音波撮像装置による被検部位の超音波画像データ
から超音波画像の少なくとも特定的な特徴部を抽出する
特徴抽出部と、事前に取得され上記記憶装置に保持された磁気共鳴画像
を読み出し、読み出した磁気共鳴画像の上記特定的な特
徴部に対して上記超音波画像の対応する特徴部を位置合
わせし、当該特定的な特徴部の超音波画像を重ね合わせ
て磁気共鳴画像を補正する磁気共鳴画像補正部とを有す
る請求項１、２、または３記載の画像診断支援システ
ム。
【請求項６】上記磁気共鳴撮像装置は、励起パルスで
被検体内のスピンを励起することによって生じる磁気共
鳴信号を、エコーデータとして２次元フーリエ空間に収
集し、収集したエコーデータを２次元逆フーリエ変換す
ることにより、画像を再構成して上記画像合成装置に出
力する請求項１〜５のいずれかに記載の画像診断支援シ
ステム。
【請求項７】上記超音波撮像装置は、超音波プローブ
を通して得られたエコー受信信号のドップラシフトに基
づいた超音波画像をリアルタイムに生成して上記画像合
成装置に出力する請求項１〜６のいずれかに記載の画像
診断支援システム。
【請求項８】異なる撮像装置で撮像された被検体の被
検部位の複数の画像データを合成処理する画像処理方法
であって、磁気共鳴撮像装置における静磁場空間に被検体を収容
し、磁気共鳴信号を得るパルスシーケンスでデータを収
集し、収集したデータに基づいて画像を生成することに
より磁気共鳴画像データを事前に取得しておき、超音波撮像装置により、被検体に超音波を送波して超音
波画像データをリアルタイムに生成し、生成された超音波画像の少なくとも特定的な特徴部を抽
出し、上記磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁気共鳴画像
の上記特定的な特徴部に対して上記超音波画像の対応す
る特徴部を位置合わせし、超音波画像を重ね合わせた磁
気共鳴画像を生成する画像処理方法。
【請求項９】上記超音波画像の特徴を抽出し、上記抽出した特徴情報と整合させるように、事前に取得
された磁気共鳴画像を変形させて、磁気共鳴画像を補正
する請求項８記載の画像処理方法。
【請求項１０】上記補正された磁気共鳴画像を表示す
る請求項８または９記載の画像処理方法。
【請求項１１】上記磁気共鳴画像データは、励起パル
スで被検体内のスピンを励起することによって生じる磁
気共鳴信号を、エコーデータとして２次元フーリエ空間
に収集し、収集したエコーデータを２次元逆フーリエ変
換することにより、画像を再構成して生成する請求項
８、９、または１０記載の画像処理方法。
【請求項１２】上記超音波画像データは、超音波プロ
ーブを通して得られたエコー受信信号のドップラシフト
に基づいた超音波画像をリアルタイムに形成して生成す
る請求項８、９、１０、または１１のいずれかに記載の
画像処理方法。