JP2008000586A - 画像処理装置および磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

画像処理装置および磁気共鳴イメージング装置 Download PDF

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Abstract

【課題】診断に供される画像情報を選択または圧縮することによって、医師による読影負荷を低減させ、さらには診断効率や診断効果を向上させることが可能な画像処理装置および磁気共鳴イメージング装置を提供することである。
【解決手段】画像処理装置は、画像診断装置によって収集されたボリュームデータSDWI(x,y,x)から第１の診断画像SDWI_norm(u,v)を作成する第１の診断画像作成手段と、診断用の領域M3D(x,y,x)を設定する領域設定手段と、ボリュームデータSDWI(x,y,x)のうち診断用の領域M3D(x,y,x)に含まれるボリュームデータSDWI(x,y,x)から第２の診断画像ADC(u,v)を作成する第２の診断画像作成手段と有する。
【選択図】 図４

Description

本発明は、医療分野における診断用に収集された３次元ボリュームデータから投影画像データおよびパラメータ画像データを生成する画像処理装置および磁気共鳴イメージング装置に関する。
医療分野における画像診断法の１つとして磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）がある。磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数のＲＦ(radio frequency)信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。
磁気共鳴イメージングにおけるイメージング手法に拡散イメージングがある。拡散イメージングは、水分子などの粒子が熱によるブラウン運動により散らばっていく拡散効果を強調した拡散強調画像(DWI: diffusion weighted image)を撮影するものである。この拡散イメージングは脳梗塞の早期診断に有用であることで注目されている。また、拡散イメージングは神経線維の異方性の検出や逆に異方性を用いた神経線維の描出などの脳神経領域において拡散テンソルイメージング（DTI: Diffusion tensor imaging）として発展している。さらに、近年では、磁気共鳴イメージングは、癌のスクリーニングへの応用などのように、全身領域にその適用範囲が広がってきている。
拡散イメージングにおいては、拡散によるＭＲ信号の減衰を強調するMPG(Motion Probing Gradient)パルスの印加を伴うパルスシーケンスが用いられる。拡散による信号強度Sは最も簡単には式（１）のように表される。
［数１］
S=S0 exp(-b・ADC) (1)
ただし、式（１）において、b[s/mm2]は拡散による信号減衰の程度を表す傾斜磁場因子、ADC(Apparent Diffusion Coefficient)は拡散の程度、S0は、傾斜磁場因子b=0のときの信号強度である。
拡散イメージングの一般的な臨床応用では簡便法として、一方向のMPGパルスを印加し、b=1000程度として撮像したDWIとb=0のベースとなる画像の１組の画像のみを用いて診断することが多い。また、通常はエコー時間TE(echo time)>60ms程度となるように設定されるため、b=0のベースとなる画像は、横緩和時間(T2)の違いを強調したコントラストをもつT2強調画像(T2W: T2 weighted image)になる。
しかし、DWIはベースとなる(b=0の)画像のコントラストが拡散により変化した画像である。従って、拡散によって変化した成分のみならず、T1（縦緩和時間）やT2によって変化した成分もDWIには混在することとなる。一方、b=0であるT2Wでは、病的な組織が周囲の正常組織よりも高信号となることが多い。このような場合、DWIでは拡散により信号強度が低下しても已然として病的な組織が周囲の正常組織に対して高信号のままになる現象、いわゆるT2 shine throughが起こることが知られている。
また、一方向のMPGパルスを印加した場合、DWIは神経線維とMPGパルスの印加方向に依存したコントラストを有する画像となる。すなわち、MPGパルスの印加方向と神経線維の走行方向が平行である程、信号強度が拡散によって低下することとなる。
従って、T2 shine throughやDWIにおけるコントラストのMPGの方向依存性に起因する医師の読影ミスが問題となっている。
そこで、b=0であるT2Wと空間的に等方的に網羅するように少なくとも3方向にMPGを変えたDWIを撮像し、座標系に依存しないパラメータであるtrace ADCのみのADC画像を求める手法が広く行われている。また必要に応じて、前述したDTIが行われるようになってきた。DTIは、b=0であるT2Wと少なくとも6方向にMPGを変えて撮像したDWIとを用いてtrace ADCのみならず神経線維の異方性を示すパラメータであるFA (Fractional Anisotropy)等のパラメータを示す定量値な画像を求めて診断に供するものである。
特に拡散イメージングによって癌のスクリーニングを行う場合には、全身などの広範囲のボリュームデータ全体から定量的な画像を作成する必要がある（例えば非特許文献１参照）。
通常、癌の候補部分は正常組織に対し拡散が小さい（すなわちADCが小さい）ため、DWIでは、癌の候補部分は正常組織に対して高信号となる。一方で全身臓器の癌のスクリーニングでは、大量のボリュームデータが得られる。このため、DWIを最大値投影(MIP :Maximum Intensity Projection)処理することによって画像データが圧縮される。そして、圧縮された画像情報が表示されて診断用に供されることが多い。
また、拡散イメージングを体幹部の癌のスクリーニングに適用する場合には、脂肪のADCが小さいため、通常の処理によって得られるDWIを診断用に供すると脂肪が癌であると誤診される恐れがある。そこで、体幹部における癌のスクリーニングでは、脂肪抑制を併用してあらかじめ脂肪信号を低減させた上でDWIの収集が行われる。脂肪抑制を併用した場合には、脂肪以外の正常組織のT2値が短く、かつADCも大きいため、DWI上の低信号の部分には癌組織が存在する確率が小さく、正常部とみなすことができると考えられている。
また、DWIから作成されたADC画像を医師が読影する場合にもDWI上の高信号部をADC画像と対応付けて重点的に診ることになる。癌と正常部分のコントラストはDWIの方がADC画像に比べて大きくなりやすい傾向がある。これは、DWIには、T2によるコントラストの相乗効果があるためである。
図１１は、従来の磁気共鳴イメージングにより得られた体幹部の拡散臨床例である膵臓癌肝転移（pancreatic cancer and liver metastasis）のＴ２強調画像(T2W)を、図１２は、従来の磁気共鳴イメージングにより得られた図１１に示す膵臓癌肝転移の拡散強調画像(DWI)を、図１３は、従来の磁気共鳴イメージングにより得られた図１１に示す膵臓癌肝転移のADC画像をそれぞれ示す図である。
図１１のT2W（b=0）によれば、矢印で示す癌部分が周囲の正常組織に比べてやや高信号であるのが確認できる。これは、癌部分におけるT2値が長いことを示している。また、図１２のDWI(b=1000)上では、矢印で示す癌部分がT2W上よりもさらに高信号で描出されているのが確認できる。逆に、図１３のADC画像上では矢印で示す癌部分の信号が低値となっているのが確認できる。また、図１２および図１３によれば、癌部分の正常組織に対するコントラスト差はADC画像に比べてDWIの方が大きいことが分かる。
図１４は、拡散イメージングにおける正常組織と癌部分のそれぞれの傾斜磁場因子bの値に対する信号強度の変化を模式的に示すグラフである。
図１４において横軸は、傾斜磁場因子b [sec/mm2]を示し、縦軸は、信号強度(Signal Intensity)を示す。また、図１４中の実線は、正常組織(normal tissue)における傾斜磁場因子bの値に対する信号強度の変化を示し、点線は、癌部分(tumor) における傾斜磁場因子bの値に対する信号強度の変化を示す。
図１４に示すように、癌部分は正常組織に比べてb=0における信号強度が大きく、かつbの増加に対して減衰が小さいという性質がある。従って、b=0のT2Wにおける癌部分と正常組織との信号強度の差よりも、b=1000のDWIにおける癌部分と正常組織との信号強度の差の方が大きくなる。この結果、T2WよりもDWIの方が癌の検出感度が高いことになるのが理解できる。
Takahara T, Imai Y, Yamashita T, Yasuda S, Nasu S, Van Cauteren M. Diffusion weighted whole body imaging with background body signal suppression (DWIBS): technical improvement using free breathing, STIR and high resolution 3D display. Radiat Med. 2004 Jul-Aug;22(4):275-82.
しかしながら、ADC画像では、癌の候補部位は低信号となり、かつ周囲の正常組織とのコントラスト差がDWIと比べて小さい。従って、ADC画像に対するMIP処理や最小値投影(MinIP: minimum intensity projection) 等の2次元面への投影処理が行われない。従って、ADC画像を作成しても医師は、スライス単位でしか読影することができない。このため、ADC画像の読影は、医師の労力を強いる結果となっている。
一方、DWIで高信号部として検出された癌の候補部位に関心領域(ROI: region of interest)を設定し、DWIを数値的に診ることが行われている。しかしながら、ROIの設定に医師の恣意性が入る恐れがある。また、医師は、癌の候補部位における数値情報をROI全体の平均値としてしか把握することができない。このため、癌の見落としが発生しやすいという問題がある。
このような背景の下、ADC画像を用いた全身臓器の診断は、その重要性が認識されているにも関わらず脳の診断ほど一般化していないのが現状である。このため、癌診断におけるエビデンスの蓄積にも支障をきたす恐れがある。
そして、このような問題は、ＭＲＩに限らず、様々な画像診断装置において撮像された診断画像に共通するものである。すなわち、医師による膨大な画像情報の読影が必要となる結果、診断効率および診断効果の向上のみならず診断方法そのものの採用に支障が生じる恐れがある。その具体例として、上述したように、大量のボリュームデータを扱うＭＲIの全身の拡散イメージングにおいてDWIのみならずADCやFA等の異種パラメータの定量値を求めようとする場合が挙げられる。また、膨大な画像情報の生成は、情報処理量の増加を招くという問題もある。
本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、診断に供されるADCやFA等の画像情報を選択または圧縮することによって、医師による読影負荷を低減させ、さらには診断効率や診断効果を向上させることが可能な画像処理装置および磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。
また、本発明の他の目的は、より少ない情報処理量でADCやFA等の画像情報を診断用に供することが可能な画像処理装置および磁気共鳴イメージング装置を提供することである。
本発明に係る画像処理装置は、上述の目的を達成するために、請求項１に記載したように、拡散強調画像データを記憶する記憶手段と、前記拡散強調画像データにおいて計算対象領域を特定する特定手段と、前記拡散強調画像データに基づいて前記計算対象領域について拡散係数および拡散異方性の指標である異方性比率の少なくとも一方を計算する計算手段と、前記計算手段により計算された前記拡散係数および前記異方性比率の少なくとも一方を表示する表示手段とを有することを特徴とするものである。
また、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述の目的を達成するために、請求項１０に記載したように、拡散強調画像データを収集するデータ収集手段と、前記拡散強調画像データにおいて計算対象領域を特定する特定手段と、前記拡散強調画像データに基づいて前記計算対象領域について拡散係数および拡散異方性の指標である異方性比率の少なくとも一方を計算する計算手段と、前記計算手段により計算された前記拡散係数および前記異方性比率の少なくとも一方を表示する表示手段とを有することを特徴とするものである。
本発明に係る画像処理装置および磁気共鳴イメージング装置においては、診断に供されるADCやFA等の画像情報を選択または圧縮することによって、医師による読影負荷を低減させ、さらには診断効率や診断効果を向上させることができる。
また、本発明に係る画像処理装置および磁気共鳴イメージング装置においては、より少ない情報処理量でADCやFA等の画像情報を診断用に供することができる。
本発明に係る画像処理装置および磁気共鳴イメージング装置の実施の形態について添付図面を参照して説明する。
（第１の実施形態）
（構成および機能）
図１は本発明の第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図である。
磁気共鳴イメージング装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２１と、この静磁場用磁石２１の内部に設けられたシムコイル２２、傾斜磁場コイル２３およびＲＦコイル２４とを図示しないガントリに内蔵した構成である。
また、磁気共鳴イメージング装置２０には、制御系２５が備えられる。制御系２５は、静磁場電源２６、傾斜磁場電源２７、シムコイル電源２８、送信器２９、受信器３０、シーケンスコントローラ３１およびコンピュータ３２を具備している。制御系２５の傾斜磁場電源２７は、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚで構成される。また、コンピュータ３２には、入力装置３３、表示装置３４、演算装置３５および記憶装置３６が備えられる。
静磁場用磁石２１は静磁場電源２６と接続され、静磁場電源２６から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる機能を有する。尚、静磁場用磁石２１は超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源２６と接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。また、静磁場用磁石２１を永久磁石で構成し、静磁場電源２６が設けられない場合もある。
また、静磁場用磁石２１の内側には、同軸上に筒状のシムコイル２２が設けられる。シムコイル２２はシムコイル電源２８と接続され、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて静磁場が均一化されるように構成される。
傾斜磁場コイル２３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成され、静磁場用磁石２１の内部において筒状に形成される。傾斜磁場コイル２３の内側には寝台３７が設けられて撮像領域とされ、寝台３７には被検体Ｐがセットされる。ＲＦコイル２４はガントリに内蔵されず、寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられる場合もある。
また、傾斜磁場コイル２３は、傾斜磁場電源２７と接続される。傾斜磁場コイル２３のＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚはそれぞれ、傾斜磁場電源２７のＸ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚと接続される。
そして、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚからそれぞれＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給された電流により、撮像領域にそれぞれＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを形成することができるように構成される。
ＲＦコイル２４は、送信器２９および受信器３０と接続される。ＲＦコイル２４は、送信器２９から高周波信号を受けて被検体Ｐに送信する機能と、被検体Ｐ内部の原子核スピンの高周波信号による励起に伴って発生したＮＭＲ信号を受信して受信器３０に与える機能を有する。
一方、制御系２５のシーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０と接続される。シーケンスコントローラ３１は傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源２７に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する機能と、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることによりＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚおよび高周波信号を発生させる機能を有する。
また、シーケンスコントローラ３１は、受信器３０におけるＮＭＲ信号の検波およびＡ／Ｄ変換により得られた複素データである生データ（raw data）を受けてコンピュータ３２に与えるように構成される。
このため、送信器２９には、シーケンスコントローラ３１から受けた制御情報に基づいて高周波信号をＲＦコイル２４に与える機能が備えられる一方、受信器３０には、ＲＦコイル２４から受けたＮＭＲ信号を検波して所要の信号処理を実行するとともにＡ／Ｄ変換することにより、デジタル化された複素データである生データを生成する機能と生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える機能とが備えられる。
また、コンピュータ３２の記憶装置３６に保存されたプログラムを演算装置３５で実行することにより、コンピュータ３２には各種機能が備えられる。ただし、プログラムによらず、特定の回路を設けてコンピュータ３２を構成してもよい。
図２は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０のコンピュータ３２の機能ブロック図である。
コンピュータ３２は、プログラムによりシーケンスコントローラ制御部４０、ｋ空間データベース４１、撮影条件設定部４２、画像再構成部４３、実空間データベース４４、画像処理装置４５として機能する。画像処理装置４５は、正規化部４６、第１のパラメータ画像作成部４７、マスク作成部４８、３Ｄパラメータ画像作成部４９、第２のパラメータ画像作成部５０、参照画像作成部５１、臨床データベース５２を備えている。
シーケンスコントローラ制御部４０は、入力装置３３またはその他の構成要素からの情報に基づいてシーケンスコントローラ３１にパルスシーケンスを与えることにより駆動制御させる機能を有する。特に、シーケンスコントローラ制御部４０は、シーケンスコントローラ３１に任意のシーケンスを与えてT2W等の画像を収集する他、MPGパルスの印加を伴うDWIシーケンスを与えて拡散イメージングを実行させることができるようにされる。
また、シーケンスコントローラ制御部４０は、シーケンスコントローラ３１からｋ空間データである生データを受けてｋ空間データベース４１に形成されたｋ空間（フーリエ空間）に配置する機能を有する。このため、ｋ空間データベース４１には、受信器３０において生成された各生データがｋ空間データとして保存される。
撮影条件設定部４２は、撮影条件としてDWIシーケンス等のパルスシーケンスを作成し、シーケンスコントローラ制御部４０に与える機能を有する。
画像再構成部４３は、ｋ空間データベース４１からｋ空間データを取り込んでフーリエ変換処理等の画像再構成処理を施すことにより、実空間の３次元画像データをボリュームデータとして生成し、生成したボリュームデータを実空間データベース４４に書き込む機能を有する。このため、実空間データベース４４には、画像再構成部４３によって生成されたボリュームデータ、すなわちスキャンによって収集されたボリュームデータが保存される。尚、拡散イメージングによって得られた傾斜磁場因子b>0のボリュームデータは、DWIボリュームデータとなり、傾斜磁場因子b=0として得られたボリュームデータは、TE>80ms程度であれば、T2Wボリュームデータとなる。以下、傾斜磁場因子b=0のベースとなるボリュームデータは、T2Wボリュームデータであるものとして説明する。
傾斜磁場因子bの値は、DWIシーケンスにおけるMPGパルスの強度および印加時間を調整することによって制御することができる。
図３は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０において使用されるDWIシーケンスを示す図である。
図３において、RFは、ＲＦコイル２４から被検体Ｐに送信される高周波信号および被検体ＰからのECHO信号を、MPGは、MPGパルスを、Grはリードアウト用の傾斜磁場パルスを示す。図３はEPI (echo planar imaging)によるDWIシーケンスを示す。すなわち、90°パルスの印加に続いて180°パルスが印加される。そして、90°パルスの印加後、180°パルスの前後においてMPGパルスが印加される。さらに、MPGパルスの印加後に、リードアウト用の傾斜磁場パルスが印加される。そうすると、被検体ＰからECHO信号が得られる。
図３に示すMPGパルスの強度G、印加時間δ、最初のMPGパルスの印加開始から次のMPGパルスの印加開始までの時間Δは、得ようとする傾斜磁場因子bの値に応じて式(2)のように決定される。
傾斜磁場因子bが大きい程、より小さな拡散を位相のずれとして画像化することができる。傾斜磁場因子bの値は50[s/mm2]からせいぜい2000[s/mm2]程度の値に設定される。例えば腹部において癌を検出しようとする場合には、傾斜磁場因子bの値は500[s/mm2]から2000[s/mm2]程度の値に設定される。
式(2)より傾斜磁場因子bの値を大きくするためには、MPGパルスの強度Gを大きくするか、印加時間δまたは最初のMPGパルスの印加開始から次のMPGパルスの印加開始までの時間Δを長くすればよいことが分かる。
画像処理装置４５は、実空間データベース４４に保存されたボリュームデータを元データとして、互いに異なるパラメータを有する定量的な少なくとも２種類のパラメータ画像を診断用に作成する機能を有する。一例として、画像処理装置４５は、DWIボリュームデータからDWIを２次元投影した投影DWIとADC画像およびFA画像をそれぞれ２次元投影した投影ADC画像および投影FA画像を作成するように構成される。
投影ADC画像および投影FA画像の作成に用いるDWIボリュームデータは、必ずしも同種のDWIボリュームデータである必要はない。例えば、傾斜磁場因子bの値が異なる複数種のDWIボリュームデータやMPGパルスの印加方向が異なる複数種のDWIボリュームデータを実空間データベース４４に保存しておき、画像処理装置４５が複数種のDWIボリュームデータから投影ADC画像および投影FA画像を作成するようにしても良い。
尚、ADC画像として、３方向以上の方向にMPGを変えて収集したDWIから座標系に依存しないtrace ADC画像を投影ADC画像の作成用に求めれば、方向に依存しない投影ADC画像を診断用に供することができる。6軸方向のMPGから求めるtraceADCおよびFAの詳細については、P.J. Bassier et al. “A simplified method to measure the diffusion tensor from MR images.” Magn.Reson.Med. 39;928-934(1998)に記載されている。
ただし、投影ADC画像および投影FA画像は、全てのDWIボリュームデータを用いて作成すると情報量が膨大となるため、画像処理装置４５には、診断に有用な情報のみを選択的に用いて投影ADC画像および投影FA画像を作成する機能が備えられる。
具体的には、DWIでは正常組織や空気が低信号となるのに対し、癌の候補部分では高信号となる。そこで、DWIにおいて癌の候補部分を選択的に抽出するために信号強度の閾値を設定し、閾値を超える範囲を定量画像である投影ADC画像および投影FA画像の計算対象とする。すなわち、画像処理装置４５は、DWIボリュームデータのうち、投影ADC画像および投影FA画像の計算対象領域となる癌の候補部分を決定するためのマスクを作成する機能を備えている。尚、計算対象領域は、癌の候補部分等の診断領域そのものに限らず、診断領域にマージン領域を加えた領域とすることができる。
そのために画像処理装置４５の各構成要素には、上述した処理を行うための諸機能が備えられる。
正規化部４６は、実空間データベース４４からDWIボリュームデータおよびT2Wボリュームデータを読み込んで正規化を行う機能と、正規化後のDWIボリュームデータを第１のパラメータ画像作成部４７、マスク作成部４８および３Ｄパラメータ画像作成部４９に、正規化後のT2Wボリュームデータを３Ｄパラメータ画像作成部４９にそれぞれ与える機能を有する。通常、ＭＲＩにおいて収集される信号の強度は磁場強度、ＲＦコイル２４、被検体Ｐの大きさ、パルスシーケンスの種類等の各種検査条件に応じて検査単位で変化する。そこで、DWIボリュームデータやT2Wボリュームデータの画像値の正規化を行うことによって、検査単位での信号強度の差を低減させることができる。また、正規化部４６は、正規化に必要なデータを臨床データベース５２から取得するように構成される。
第１のパラメータ画像作成部４７は、正規化部４６から受けた正規化後におけるDWIボリュームデータにMIP処理を施すことにより２次元投影する機能を有する。また、第１のパラメータ画像作成部４７は、DWIボリュームデータの２次元投影によって作成された投影DWI画像を表示装置３４に表示させる機能を有する。また、第１のパラメータ画像作成部４７は、必要に応じて投影DWI画像上のデータの位置とDWIボリュームデータ上の位置の対応情報を保存する機能を有する。
マスク作成部４８は、正規化部４６から受けた正規化後におけるDWIボリュームデータの信号強度が予め決定された閾値で定められる範囲内にあるか否かを判定することによって、投影ADC画像および投影FA画像の計算対象を決定するためのマスクを作成する機能と、作成したマスクを３Ｄパラメータ画像作成部４９に与える機能を有する。また、マスク作成部４８は、マスクの作成に必要な閾値または閾値を決定するための情報を臨床データベース５２から取得するように構成される。
尚、閾値処理のみによって作成されたマスクを用いて投影ADC画像および投影FA画像の計算対象の決定を行うと、ノイズの影響により疾患部以外のゴミが投影ADC画像および投影FA画像の計算対象として抽出されたり、逆に疾患部内であるにも関わらず投影ADC画像および投影FA画像の計算対象として抽出されない部分が存在することがある。それを防ぐために、閾値処理後に拡大縮小処理により孤立点の低減を行う処理を加えることによってマスクを作成しても良い。すなわち、投影ADC画像および投影FA画像の計算対象領域にマージン領域が含まれるようにマスクの拡大縮小処理を行うことができる。また閾値自体にマージンを設けてもよい。
３Ｄパラメータ画像作成部４９は、正規化部４６から受けたDWIボリュームデータおよびT2Wボリュームデータに対してマスク作成部４８から受けたマスクを用いてマスク処理する機能と、マスク処理後のDWIボリュームデータおよびT2Wボリュームデータを用いて３次元のADC画像およびFA画像を計算する機能を有する。また、３Ｄパラメータ画像作成部４９は、計算によって得られたADC画像を第２のパラメータ画像作成部５０に与えるように構成される。
第２のパラメータ画像作成部５０は、３Ｄパラメータ画像作成部４９から取得したADC画像およびFA画像にMinIP処理や平均投影処理等の２次元投影処理を施すことによって投影ADC画像および投影FA画像を作成する機能と、作成した投影ADC画像および投影FA画像を表示装置３４に表示させる機能を有する。また、第２のパラメータ画像作成部５０は、必要に応じて投影ADC画像および投影FA画像上のデータのそれぞれ位置とボリュームデータであるADC画像およびFA画像上のそれぞれの位置の対応情報を保存する機能を有する。
参照画像作成部５１は、入力装置３３から参照画像の表示指示を受けた場合に、実空間データベース４４から必要なデータを読み込んで、第１のパラメータ画像作成部４７において作成された投影DWI画像または第２のパラメータ画像作成部５０において作成された投影ADC画像や投影FA画像上のマーキングに対応する位置にマーキングを行った他の所望の参照画像を作成する機能と、作成した参照画像を表示装置３４に表示させる機能を有する。また、参照画像作成部５１は、参照画像上においてマーキングすべき位置を求めるために、第１のパラメータ画像作成部４７や第２のパラメータ画像作成部５０にそれぞれ保存された投影画像とボリューム画像間の位置の対応情報を参照できるように構成される。
さらに、参照画像作成部５１は、必要に応じて第１のパラメータ画像作成部４７において作成された投影DWI画像や第２のパラメータ画像作成部５０において作成された投影ADC画像や投影FA画像に所望の画像を重畳表示させる機能を有する。
臨床データベース５２には、正規化部４６における正規化処理に必要なデータおよびマスク作成部４８におけるマスク作成の際に必要となる閾値または閾値を決定するためのパラメータや臨床データ等の情報が保存されている。
（動作および作用）
次に、磁気共鳴イメージング装置２０の動作および作用について説明する。
まず、イメージングスキャンの実行によって被検体ＰのT2Wボリュームデータが収集される。また、拡散イメージングの実行によって、被検体ＰのDWIボリュームデータが収集される。すなわち、予め寝台３７に被検体Ｐがセットされ、静磁場電源２６により励磁された静磁場用磁石２１（超伝導磁石）の撮像領域に静磁場が形成される。また、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて撮像領域に形成された静磁場が均一化される。
そして、入力装置３３からシーケンスコントローラ制御部４０に被検体Ｐの診断部位におけるT2WおよびDWIの収集指示が与えられると、シーケンスコントローラ制御部４０は撮影条件設定部４２からMPGパルスの印加を伴うDWIシーケンスをDWIの収集用に、任意のパルスシーケンスをT2Wの収集用に取得してシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、シーケンスコントローラ制御部４０から受けたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることにより被検体Ｐがセットされた撮像領域に傾斜磁場を形成させるとともに、ＲＦコイル２４から高周波信号を発生させる。
このため、被検体Ｐの内部における核磁気共鳴により生じたＮＭＲ信号が、ＲＦコイル２４により受信されて受信器３０に与えられる。受信器３０は、ＲＦコイル２４からＮＭＲ信号を受けて、所要の信号処理を実行した後、Ａ／Ｄ変換することにより、デジタルデータのＮＭＲ信号である生データを生成する。受信器３０は、生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、生データをシーケンスコントローラ制御部４０に与え、シーケンスコントローラ制御部４０はｋ空間データベース４１に形成されたｋ空間に生データをｋ空間データとして配置する。
次に、画像再構成部４３は、ｋ空間データベース４１からｋ空間データを取り込んでフーリエ変換処理等の画像再構成処理を施すことにより、実空間の３次元画像データをボリュームデータとして生成する。生成されたボリュームデータは画像再構成部４３から実空間データベース４４に書き込まれて保存される。この結果、実空間データベース４４には、DWIシーケンスの実行によって収集されたDWIボリュームデータと、T2W収集用のパルスシーケンスの実行によって収集されたT2Wボリュームデータとが保存される。
そして、画像処理装置４５によって実空間データベース４４に保存されたDWIボリュームデータおよびT2Wボリュームデータとから投影DWI画像、投影ADC画像および投影FA画像が作成されて表示装置３４に表示される。また、必要に応じて参照用の画像が画像処理装置４５によって作成され、表示装置３４に表示される。
図４は、図２に示す画像処理装置４５における画像処理の流れを示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。
まずステップＳ１において、正規化部４６によりT2WボリュームデータおよびDWIボリュームデータの正規化が行われる。すなわち、正規化部４６は、実空間データベース４４からT2WボリュームデータおよびDWIボリュームデータを読み込んで、それぞれ式(3-1)および式(3-2)によりT2WボリュームデータおよびDWIボリュームデータの正規化を行う。
［数３］
S0_norm(x,y,z)=S0(x,y,z)/S0_base (3-1)
SDWI_norm(x,y,z)=SDWI(x,y,z)/S0_base (3-2)
但し、
S0_norm(x,y,z)：T2Wボリュームデータの正規化後における位置(x,y,z)のボクセルの信号強度
SDWI_norm(x,y,z)：DWIボリュームデータの正規化後における位置(x,y,z) のボクセルの信号強度
S0(x,y,z)：T2Wボリュームデータの正規化前における位置(x,y,z) のボクセルの信号強度
SDWI(x,y,z)：DWIボリュームデータの正規化前における位置(x,y,z)のボクセルの信号強度
S0_base：正規化用に測定されたT2Wボリュームデータの特定の部位における信号強度
である。
尚、S0_baseは、脂肪や脾臓等のように異なる被検体Ｐ間で比較的差が小さい部位において測定され、予め臨床データベース５２に保存される。そして、正規化部４６は、臨床データベース５２に保存されたS0_baseを用いてT2WボリュームデータおよびDWIボリュームデータの正規化を行う。さらに、正規化後のDWIボリュームデータは第１のパラメータ画像作成部４７、マスク作成部４８および３Ｄパラメータ画像作成部４９に、正規化後のT2Wボリュームデータは３Ｄパラメータ画像作成部４９にそれぞれ正規化部４６から与えられる。
次にステップＳ２において、第１のパラメータ画像作成部４７により投影DWI画像が作成され、表示装置３４に表示される。すなわち、第１のパラメータ画像作成部４７は、正規化部４６から受けた正規化後のDWIボリュームデータに対して式(4)に示すようにMIP処理を施すことにより投影DWI画像を作成する。
［数４］
MIP[SDWI_norm(x,y,z)] (4)
ただし、MIP[]は、MIP処理を示す。
また、後述する参照画像を表示させる場合には、第１のパラメータ画像作成部４７は、投影DWI画像と正規化後のDWIボリュームデータ間におけるデータ位置の対応情報を保存する。そして、第１のパラメータ画像作成部４７は、作成した投影DWI画像を表示装置３４に与えて表示させる。
一方、ステップＳ３において、マスク作成部４８は、投影ADC画像および投影FA画像の計算対象を決定するためのマスクを作成する。すなわち、マスク作成部４８は、正規化部４６から受けた正規化後におけるDWIボリュームデータの信号強度を予め決定した閾値と比較することによってマスク関数を作成する。マスク関数の作成アルゴリズムは、例えば式(5)のようになる。
［数５］
Do for all voxels (x,y,z)
if Th1<SDWI_norm(x,y,z) < Th2
M3D(x,y,z)=１
else
M3D(x,y,z)=０
end
end
…(5)
但し、
Th1：正規化後におけるDWIボリュームデータの信号強度に対する下限側の閾値
Th2：正規化後におけるDWIボリュームデータの信号強度に対する上限側の閾値
M3D(x,y,z)：３次元マスク関数
である。
すなわち、マスク作成部４８は、正規化後におけるDWIボリュームデータの各位置(x,y,z)における全てボクセルのそれぞれの信号強度が下限側の閾値Th1および上限側の閾値Th2によって定まる範囲内にあるか否かを順次判定する。そして、あるボクセルの信号強度が下限側の閾値Th1および上限側の閾値Th2によって定まる範囲内である場合には、そのボクセルの位置(x,y,z)におけるマスク関数M3D(x,y,z)の値を１に設定する。また、その他のボクセルの位置(x,y,z)におけるマスク関数M3D(x,y,z)の値を０に設定する。
つまり、投影ADC画像および投影FA画像のそれぞれの元データであるADC画像およびFA画像の計算対象となる領域ではマスク関数M(x,y,z)の値が１となり、ADC画像およびFA画像の計算対象とならない領域では、マスク関数M(x,y,z)の値が０となるように正規化後におけるDWIボリュームデータからマスク関数M(x,y,z)が作成される。従って、下限側の閾値Th1および上限側の閾値Th2は、それぞれ空気や正常組織の領域がADC画像およびFA画像の計算対象から除外されるように決定される。
例えばDWI画像で癌の候補となる領域は正常組織の領域に比べて高信号となる。従って、上限側の閾値Th2は脂肪組織や生体ではありえない最大値などに設定される。一方、下限側の閾値Th1は、空気や正常組織の領域を除外するための癌の候補となり得る最小値などに設定される。これにより、下限側の閾値Th1を超える範囲が、癌の候補領域となり、癌の候補領域を計算対象領域とすることができる。
具体的に下限側の閾値Th1および上限側の閾値Th2は、過去の臨床データに基づいて決定することができる。すなわち、予め同一の撮影条件下で収集された過去のDWIにおいて癌であると確認された高信号領域の信号強度から統計的に癌である可能性が存在する信号強度の下限値や上限値が癌の候補となる領域の抽出条件として推定される。従って、癌の候補となる領域に正常組織が含まれてもよい。むしろ、癌の候補となる領域の抽出条件を甘くし、ADC画像およびFA画像の計算対象となる領域を本来必要な領域よりも大きくしておくことが、癌の検出ミスを回避する上で重要となる。従って、下限側の閾値Th1および上限側の閾値Th2を決定するための臨床データは、必ずしも厳密なものである必要はない。
下限側の閾値Th1および上限側の閾値Th2を決定するための臨床データは、臨床データベース５２に保存し、マスク作成部４８がマスク作成の際に参照できるようにすることができる。ただし、下限側の閾値Th1および上限側の閾値Th2そのものや下限側の閾値Th1および上限側の閾値Th2を決定するためのパラメータを予め決定して臨床データベース５２に保存し、マスク作成部４８がマスク作成の際に参照できるようにしてもよい。
例えば、式(6-1)および式(6-2)のように下限側の閾値Th1および上限側の閾値Th2を正規化後におけるDWIボリュームデータの信号強度の最大値に一定比を乗じることにより決定することができる。
［数６］
Th1= a1・max[SDWI_norm(x,y,z)] (6-1)
(0≦a1≦1)
Th2= a2・max[SDWI_norm(x,y,z)] (6-2)
(0≦a2≦1)
但し、
a1：下限側の閾値Th1を決定するための比率
a2：上限側の閾値Th2を決定するための比率
である。
式(6-1)および式(6-2)に示す比率a1、a2は経験的に求めることができる。そして、求めた比率a1、a2は臨床データベース５２に保存し、マスク作成部４８がマスク作成の際に参照できるようにすることができる。また、比率a1が大きい程、下限側の閾値Th1が大きくなり、正常組織の領域がより少ない状態で癌の候補となる領域が抽出されることとなる。従って、比率a1は、医師が癌である可能性を疑った最大の値、すなわち癌である可能性が存在するものの最も可能性が低いと考えられる場合の値として決定されることになる。また、一般に空気はノイズのみなので下限側の閾値Th1は空気の値より大きくなる。従って正常組織の領域のみならず空気も下限側の閾値Th1によって除外される。
また閾値Th1,Th2の設定は、ユーザが閾値Th1,Th2を変化させて画像上において抽出される領域を見ながら適当な値に設定しても良い。これは、データが不十分で閾値が未知の段階や、装置や条件でのばらつきが大きい場合には有効な方法となる
そして、マスク作成部４８によって作成されたマスク関数は、３Ｄパラメータ画像作成部４９に与えられる。
次に、ステップＳ４において、３Ｄパラメータ画像作成部４９は、正規化部４６から受けたDWIボリュームデータおよびT2Wボリュームデータに対してマスク作成部４８から受けたマスク関数を用いてマスク処理し、マスク処理後のDWIボリュームデータおよびT2Wボリュームデータを用いてADC画像およびFA画像を計算する。正規化後におけるDWIボリュームデータを元データとすると、マスク処理は式(7-1)のように表現され、ADC画像を計算するＡＤＣ処理は式(7-2)のように表現される。また、FA画像を計算するFA処理は式(7-3)のように表現される。
［数７］
Mask[SDWI_norm(x,y,z)] (7-1)
ADC[Mask[SDWI_norm(x,y,z)]] (7-2)
FA[Mask[SDWI_norm(x,y,z)]] (7-3)
但し、Mask[]はマスク処理を、ADC[]はＡＤＣ処理を、FA[]はFA処理をそれぞれ示す。
また、マスク処理、ＡＤＣ処理およびFA処理を実行するためのアルゴリズムは、例えば式(8)のようになる。
［数８］
Do for all voxels (x,y,z) of M3D(x,y,z)=1
ADC(x,y,z) = ln{S0_norm(x,y,z)/SDWI_norm(x,y,z)}/(bn-b0)
FA(x,y,z)=sqrt(1.5)・sqrt[(λ1-Dm)2+(λ2-Dm)2+(λ3-Dm)2]/sqrt(λ1 2+λ2 2+λ3 2)
End
…(8)
但し、
ADC(x,y,z)：位置(x,y,z)におけるADC画像の画像値
bn：DWIボリュームデータの傾斜磁場因子
b0：DWIボリュームデータのベースとなるボリュームデータの傾斜磁場因子（通常はT2Wボリュームデータの傾斜磁場因子b0=０）
Dm：平均拡散係数(mean diffusivity)=(λ1+λ2+λ3)/3
λ1, λ2, λ3(λ1>λ2>λ3)：拡散テンソル回転楕円体の固有値であり(x,y,z)の関数
である。
尚、式(8)において求められたADC(x,y,z)が少なくとも直交３方向のMPG方向から算出された等方的拡散係数ならば、平均拡散係数Dm = ADC(x,y,z) となる。ただし、FA(x,y,z)の算出には拡散テンソルを表す３×３の対象行列の各要素を定義することが必要であるため、最低６方向のMPG軸が必要である。
すなわち、マスク関数の値が１となるマスク領域内の全てのボクセルについてのみADC画像およびFA画像を計算する。尚、ADC画像は、傾斜磁場因子b0=0として収集されたボリュームデータ（通常はT2Wボリュームデータ）と傾斜磁場因子bn>0として収集された少なくとも１つDWIボリュームデータから計算することができる。式(8)のアルゴリズムは１つのDWIボリュームデータとT2WボリュームデータとからADC画像を計算する例を示している。また、FA画像は、ADC画像から計算することができる。
そして、３Ｄパラメータ画像作成部４９は、このようにして計算によって得られたADC画像およびFA画像を第２のパラメータ画像作成部５０に与える。
次に、ステップＳ５において、第２のパラメータ画像作成部５０は、３Ｄパラメータ画像作成部４９から取得したADC画像およびFA画像に２次元投影処理を施すことによって投影ADC画像および投影FA画像を作成する。ADC画像の画像値は、癌の可能性が高い程、小さくなると考えられる。従って、マスク領域内で空気部分における信号強度を下限側の閾値としてADC画像のMinIP処理を行うか、或いは、投影方向上のADC画像のうちある閾値の範囲内にあるボクセル値の平均値を投影する処理を行うことによって得られる投影ADC画像が臨床上意義のある画像となる。また、投影FA画像は、FA画像の平均値を投影する処理を行うことによって得られる投影FA画像が臨床上意義のある画像となる。ADC画像にMinIP処理を、FA画像に平均投影処理をそれぞれ行う場合のアルゴリズムは例えば式(9)のようになる。
［数９］
Do for all (u,v) along corresponding projection line of M3D(x,y,z)=1
ADC(u,v)=MinIP[ADC(x,y,z)]
FA(u,v)=AveP[FA(x,y,z)]
End
…(9)
但し、
ADC (u,v)：投影線に対応する位置(u,v)における投影ADC画像の画像値
MinIP[]：MinIP処理
FA(u,v)：投影線に対応する位置(u,v)における投影FA画像の画像値
AveP[]：平均投影(average projection)処理
である。
すなわち、マスク関数の値が１となる全てのボクセルが対応する投影線に沿って所望の投影面上にADC画像およびFA画像がMinIP処理および平均投影処理される。この結果、投影ADC画像および投影FA画像が作成される。
図５は、図２に示す画像処理装置４５において作成されるADC画像と投影ADC画像の関係を示す図である。尚、FA画像と投影FA画像の関係も同様である。
図５に示すように３次元空間６０のうちマスク領域６１内の位置(x,y,z)にのみADC画像６２が３次元ボリュームデータとして作成される。そして、指定された投影方向６３にマスク領域６１内のADC画像６２がMinIP処理される。この結果、２次元の投影ADC画像６４が投影面６５上の位置(u,v)に作成される。
以上のMinIP処理および平均投影処理までの一連の処理を正規化後におけるDWIボリュームデータを元データとして数式として表現すると、式(10-1)および式(10-2)のように表現できる。
［数１０］
MinIP[ADC[Mask[SDWI(x,y,z)]]] (10-1)
AveP[FA[Mask[SDWI(x,y,z)]]] (10-2)
また、後述する参照画像を表示させる場合には、第２のパラメータ画像作成部５０は、投影ADC画像とボリュームデータであるADC画像間におけるデータ位置および投影FA画像とボリュームデータであるFA画像間におけるデータ位置の対応情報を保存する。そして、作成された投影ADC画像および投影FA画像は第２のパラメータ画像作成部５０から表示装置３４に与えられて表示される。
このため医師は、２次元投影処理によって作成されたDWI、ADC画像およびFA画像の２次元投影画像を読影することができる。このとき、投影ADC画像および投影FA画像は、癌の候補とされた領域のみから選択的に作成されているため、情報量が低減されている。このため、医師は、より少ない労力で投影ADC画像や投影FA画像を読影することができる。これにより、癌の見落としが低減されて診断効果が向上するのみならず、癌診断におけるエビデンスの蓄積を支援することが可能となる。
また、医師は２次元投影画像において疑わしいと思われる部分や周囲の組織との関係の詳細を診ることもできる。このような場合、従来は、医師が元データであるDWIボリュームデータやADC画像を検索し、必要な部分の画像を診ていた。このため、医師は、解剖知識から２次元投影画像とDWIボリュームデータやADC画像との関連付けを行い、多大な時間と労力を伴って必要な画像を得ることとなっていた。
これに対し、医師が入力装置３３から画像処理装置４５の参照画像作成部５１に参照画像の表示指示を与えると、癌の候補となる領域やマウス等の入力装置３３により２次元投影画像上行ったマーキング位置に対応する領域や位置が識別可能に表示された所望の参照画像が自動的に表示装置３４に表示される。
参照画像作成部５１は、投影ADC画像、投影FA画像および投影DWI画像上におけるマーキングの位置情報を取得する。そして、DWIボリュームデータ上において投影ADC画像、投影FA画像および投影DWI画像上のマーキングに対応する位置を検出する。この検出は、投影ADC画像、投影FA画像および投影DWI画像を作成する際に第１のパラメータ画像作成部４７や第２のパラメータ画像作成部５０に保存された、２次元投影画像と３次元ボリュームデータ間における位置座標の対応情報を参照画像作成部５１が取得することによって容易に行うことができる。つまり、参照画像作成部５１は、投影ADC画像、投影FA画像および投影DWI画像等の投影画像を介して投影画像の元データであるボリュームデータ上にマーキングを行う。
そして、参照画像作成部５１は、例えば、T2Wボリュームデータ、DWIボリュームデータ、ADC画像ボリュームデータ等の３次元ボリュームデータから断面変換画像であるMPR (Multiple Planar Reformat)画像を参照画像として作成する。さらに、参照画像作成部５１は、作成したMPR画像上の投影画像上のマーキング位置に対応する位置にマーキングを行う。そして、マーキングを施した参照画像が参照画像作成部５１から表示装置３４に与えられて表示される。
参照画像としては、T2Wデータ、DWIデータ、2Dデータ、3Dデータを含むMR画像データのみならず、CT画像データ等の他の画像診断装置によって収集されたデータも用いることができる。特にADC画像データの計算に用いたslice T2Wデータ等のT2WデータやDWIデータを参照画像とすることが診断上有用である。そして、参照画像として用いるあらゆる画像にマーキングを行うことができる。
図６は、図２に示す画像処理装置４５において作成された画像を表示装置３４に表示させた例を示す図である。ただし、図６において投影FA画像の表示は省略されている。
図６のように表示装置３４には、例えば投影DWI画像および投影ADC画像に加えて、コロナル(coronal)画像、サジタル(sagittal)画像およびアキシャル(axial)画像の３種類のMPR画像が並列表示される。尚、投影ADC画像はマスク領域６２のみの画像となるが、参照画像作成部５１による画像処理によって、点線で示すように臓器の輪郭の画像が作成されて重畳表示されている。そして、投影DWI画像、投影ADC画像、コロナル画像、サジタル画像およびアキシャル画像には、それぞれ肝臓７０、背骨７１、腎臓７２が描出されている。
このように、T2Wデータや拡散強調イメージングと異なるイメージングによって収集された画像データから参照画像作成部５１によって臓器の輪郭等の臓器に関する情報やMPR画像を取得できるようにすることができる。そして、臓器に関する情報は、マスク領域６２の投影ADC画像や投影FA画像とともに表示装置３４に合成表示させることができる。
医師が、これらの画像を診て、マウス等の入力装置３３の操作によって投影DWI画像および投影ADC画像のいずれかの画像上で疑わしいと判断された部分にマーキング７３を付加すると、他の投影画像およびMPR画像上の対応する位置にもマーキング７３が表示される。マーキング方法の例としては、マーキング７３を示す画像を色づけして半透明にした状態でMPR画像に重ねて表示するフュージョン表示や、疑わしい部分の輪郭を示す画像を色づけしてモノクロ画像としたMPR画像に重畳表示する方法が挙げられる。
また、医師がマウス等の入力装置３３を用いてある１つの画像上でポインタ７４を移動させた場合に、他の画像上でも連動してポインタ７４が動くようにすることもできる。この場合にも参照画像作成部５１が、入力装置３３から操作情報を取得して２次元投影画像と３次元ボリュームデータ間における位置座標の対応情報に基づいて、ポインタ７４を各画像上に表示させる。このように、マーキング７３に加えてポインタ７４を各画像間で連動するようにすれば、医師は画像間における位置関係を一目瞭然に同定することが可能となる。
このため、医師は、解剖知識に基づく２次元投影画像とボリュームデータ間における位置の関連付けという労力を要することなく、MPR画像上において疑わしいと判断された部分の位置を確認することができる。換言すれば、従来医師が行っていた異種画像相互の位置関係の同定作業を自動化することができる。
また、MPR画像等の参照画像は入力装置３３から参照画像の作成指示が参照画像作成部５１に与えられる度に作成されるようにしてもよいが、予め表示すべき参照画像を指定しておき、投影画像とともに自動的に所望の参照画像が表示されるようにしてもよい。すなわち、マスク作成用の閾値等のパラメータさえ設定されていれば、投影DWI画像、投影ADC画像、投影FA画像およびMPR画像等の参照画像を自動的に作成して同時に表示させることができる。
さらには、撮影条件が一旦設定された後、データ収集、画像再構成処理、画像処理、画像表示の全部または一部を自動化することもできる。例えば、傾斜磁場因子b>0としたDWI用の撮影プロトコルや傾斜磁場因子b=0としたT2W用の撮影プロトコルを撮影条件として選択すると、自動的にADC画像やFA画像が表示装置３４に表示されるようにすることができる。また、図６に示すようにADC画像やFA画像とともに参照画像を自動的に表示装置３４に表示させることもできる。
参照画像については、例えば、医師がマーキングされたボリュームデータを閲覧するための必要な位置におけるMPR画像の作成を入力装置３３の操作によって参照画像作成部５１に指示してもよい。一方、予め疑わしい部分として抽出されたマスク領域のスライス画像或いはマスク領域付近の領域をマージンとして含むスライス画像をマーキングとともに自動表示させるようにしてもよい。このように自動作成される参照画像は、静止画像として出力されるためネットワーク経由での転送も容易である。
（効果）
以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、元データとなるボリュームデータ上において１次検出を行い、ふるいにかけられた部分のみに対して２次的な画像処理を行って目的とする異種パラメータで示される定量画像として２次元投影画像を作成するものである。すなわち、DWIボリュームデータ上において必要なボクセルを空間的に直接選択するための３次元マスクを作成し、３次元マスクによって選択された空間領域であるマスク領域に含まれるボクセルのみについて定量画像であるADC画像や投影FA画像の計算を行い２次元投影画像として表示するものである。
このため、拡散イメージングによる診断において、定性的なDWIのみならず定量画像であるADC画像や投影FA画像を少ないデータ量でかつ最大限の効果を有する情報として提供することが可能となる。
これにより、使用者側となる医師にとっては、特に癌のスクリーニング診断のように大量のボリュームデータを収集する場合において、読影すべき部分が少なくなり、より少ない情報を効率よく高精度で診断することが可能となる。従って、医師の診断時における労力を削減できるのみならず、病変部の見落としの低減による診断効果を向上させることができる。さらには、癌診断等の様々な診断におけるエビデンスの蓄積を支援することもできる。
特に拡散イメージングを癌のスクリーニングに用いる場合に、従来はDWI上で低信号になる正常組織であっても異種パラメータ画像であるADC画像を作成して表示していたが読影上無駄である。また、ADC画像を２次元投影する場合にも、正常組織が高画素値となるため、ADC画像をそのまま２次元投影したのでは癌部分が良好に描出されずに臨床上意義のある画像が得られない場合があった。
これに対し、上述した磁気共鳴イメージング装置２０では、ADCの大きい正常部分や空気部分をDWI上でマスクした後に２次元投影するため、読影したい部分の選択性が良好になり、ADC画像上でマスクする場合に比べて投影ADC画像を高画質で表示させることができる。同様に、投影FA画像もFA画像上でマスクする場合に比べて高画質で表示させることができる。また、定量画像として投影ADC画像や投影FA画像を作成できるため、癌の進行度ステージングや性状診断への貢献が期待できる。
一方、装置側にとっては、必要な部分のDWIのみを選択して定量画像であるADC画像やFA画像の計算に用いるため、画像処理対象となるデータのサイズを低減させることができる。これにより、処理高速化が実現され、ADC画像やFA画像等の定量画像の生成処理能力を向上させることができる。また、データベースに保存されるデータ量を圧縮することができる。また、投影ADC画像および投影FA画像の作成は自動的に行うことが可能であり、扱うデータのサイズを圧縮することができるため、コンピュータ支援診断(CAD: computer aided diagnosis)化に貢献することができる。
（第２の実施形態）
（構成および機能）
図７は本発明の第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が備える画像処理装置４５の機能ブロック図である。
磁気共鳴イメージング装置２０Ａは、コンピュータ３２内に形成される画像処理装置４５Ａの詳細機能が図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０と相違する。他の構成および作用については図１１に示す磁気共鳴イメージング装置２０と実質的に異ならないため画像処理装置４５Ａの機能ブロック図のみ図示し、同一の構成については同符号を付して同等の機能の説明を省略する。
画像処理装置４５Ａは、正規化部４６、第１のパラメータ画像作成部４７Ａ、マスク作成部４８Ａ、第２のパラメータ画像作成部５０Ａ、参照画像作成部５１、臨床データベース５２を備えている。
画像処理装置４５Ａの第１のパラメータ画像作成部４７Ａは、正規化部４６から受けた正規化後におけるDWIボリュームデータにMIP処理を施すことにより投影DWI画像を生成する機能と、投影DWI画像上のデータの位置とDWIボリュームデータ上の位置の対応情報を保存する機能を有する。
マスク作成部４８Ａは、第１のパラメータ画像作成部４７Ａによって作成された投影DWI画像を取得して、投影DWI画像の画像値に対して予め設定された閾値を用いて投影DWI画像上で２次元のマスクを作成する機能と、作成したマスクおよび投影DWI画像を第２のパラメータ画像作成部５０Ａに与える機能とを有する。
第２のパラメータ画像作成部５０Ａは、マスク作成部４８Ａから取得した投影DWI画像に対してマスク作成部４８Ａから取得したマスクを用いてマスク処理を実行する機能、マスク処理後の投影DWI画像上のデータに対応する正規化後におけるDWIボリュームデータのボクセルの位置情報を第１のパラメータ画像作成部４７から取得する機能、第１のパラメータ画像作成部４７から取得した位置における正規化後におけるT2Wボリュームデータおよび正規化後におけるDWIボリュームデータを正規化部４６から取得する機能、正規化部４６から取得した正規化後におけるT2Wボリュームデータおよび正規化後におけるDWIボリュームデータからADCおよびFAを計算することによって投影ADC画像および投影FA画像を作成する機能を有する。また、作成された投影ADC画像および投影FA画像は表示装置３４に表示できるように構成される。
（動作および作用）
次に、磁気共鳴イメージング装置２０Ａの動作および作用について説明する。
まず、スキャンの実行によって被検体ＰのT2WボリュームデータおよびDWIボリュームデータが収集される。収集されたT2WボリュームデータおよびDWIボリュームデータは、実空間データベース４４に保存され、画像処理装置４５Ａにおける画像処理に提供される。
図８は、図７に示す画像処理装置４５Ａにおける画像処理の流れを示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。
まずステップＳ１１において、正規化部４６によりT2WボリュームデータおよびDWIボリュームデータの正規化が行われる。
次に、ステップＳ１２において、第１のパラメータ画像作成部４７Ａにより正規化後のDWIボリュームデータからMIP処理によって投影DWI画像が作成される。また、第１のパラメータ画像作成部４７Ａは、投影DWI画像の作成の際に、投影線上で画像値が最大となるDWIボリュームデータの空間座標を投影DWI画像上の位置と関連付けて保持する。
投影DWI画像の作成および画像値が最大となるDWIボリュームデータの空間座標の保持を行うためのアルゴリズムは例えば式(11)のようになる。
［数１１］
Do for all voxels (x,y,z)
SDWI_norm(u,v)=MIP[SDWI_norm(x,y,z)]
Xm(u,v)=xm, Ym (u,v)=ym, Zm (u,v)=zm
end
…(11)
但し、
SDWI_norm(u,v)：投影DWI画像の投影面上における位置(u,v)の画像値
xm, ym, zm：正規化後のDWIボリュームデータの投影線上における最大値の空間座標
Xm(u,v), Ym (u,v), Zm (u,v)：投影DWI画像の投影面上における位置(u,v)のデータとされた正規化後のDWIボリュームデータ内におけるデータの空間座標
である。
式(11)に示すように、MIP処理は任意方向に行うため、正規化後のDWIボリュームデータの投影線上における最大値は、投影後は投影DWI画像の投影面上における位置(u,v)の関数となる。そして、第１のパラメータ画像作成部４７Ａによって作成された投影DWI画像は、マスク作成部４８Ａに与えられ、保持された投影DWI画像上のデータの正規化後のDWIボリュームデータ内における空間座標は、第２のパラメータ画像作成部５０Ａに与えられる。
次に、ステップＳ１３において、マスク作成部４８Ａは、投影ADC画像および投影FA画像の計算対象を決定するための２次元のマスクを投影DWI画像上に作成する。すなわち、マスク作成部４８は、投影DWI画像を予め決定した閾値と比較することによってマスク関数を作成する。マスク関数の作成アルゴリズムは、例えば式(12)のようになる。
［数１２］
Do for all pixels (u,v)
if Th1’< SDWI_norm(u,v)< Th2’
M2D(u,v)=１
else
M2D(u,v)=０
end
…(12)
但し、
Th1’：投影DWI画像の信号強度に対する下限側の閾値
Th2’：投影DWI画像の信号強度に対する上限側の閾値
M2D(u,v)：２次元マスク関数
である。
すなわち、MIP処理された投影DWI画像上の位置(u,v)の全てのピクセルがマスク関数の作成のための閾値判定の対象となる。投影DWI画像上の位置(u,v)の全てのピクセルは、換言すれば、正規化後におけるDWIボリュームデータ内の投影線上で最大値となる位置(xm,ym,zm)の全てのボクセルということもできる。
すなわち、位置(u,v)における投影DWI画像の信号強度SDWI_norm(u,v)が、予め投影DWI画像の信号強度に対して設定された下限側の閾値Th1’および上限側の閾値Th2’との間であるか否かが判定される。そして、投影DWI画像の信号強度SDWI_norm(u,v)が、下限側’の閾値Th1および上限側の閾値Th2’との間である場合には、その位置(u,v)におけるマスク関数M2D(u,v)の値を１とする。また、その他の位置(u,v)におけるマスク関数M2D(u,v)の値は０とする。つまり、投影DWI画像上において投影ADC画像および投影FA画像の計算対象とすべき癌の候補部分となる２次元領域におけるマスク関数の値が１となり、その他の２次元領域で値が０となるようにマスク関数が作成される。
投影DWI画像の信号強度に対する下限側の閾値Th1’および上限側の閾値Th2’は、式(5)のアルゴリズムに示す正規化後におけるDWIボリュームデータの信号強度に対する下限側の閾値Th1および上限側の閾値Th2と同様な手法で決定することができる。例えば、投影DWI画像の信号強度に対する下限側の閾値Th1’および上限側の閾値Th2’は、式(6-1)および式(6-2)と同様に投影DWI画像の信号強度の最大値に一定比を乗じることにより決定してもよい。
そして、マスク作成部４８Ａは、作成したマスク関数および投影DWＩ画像を第２のパラメータ画像作成部５０Ａに与える。
次に、ステップＳ１４において、第２のパラメータ画像作成部５０Ａは、投影DWＩ画像のマスク処理およびマスク処理によって抽出された２次元領域のデータに対応する位置のボリュームデータを用いてADC画像およびFA画像を計算する。投影DWＩ画像のマスク処理は、式(13)のように数式的に表現することができる。
［数１３］
Mask[MIP[SDWI_norm(x,y,z)]] (13)
また、投影DWＩ画像のマスク処理、ADC画像および投影FA画像の計算のアルゴリズムは、例えば式(14)のようになる。
［数１４］
Do for all voxels corresponding M2D(u,v)=1
ADC(u,v)=ADC(Xm(u,v),Ym(u,v),Zm(u,v))
=ln[{S0(Xm(u,v),Ym(u,v),Zm(u,v))}/{SDWI_norm(Xm(u,v),Ym(u,v),Zm(u,v))}]/(bn-b0)
FA(u,v)= FA(Xm(u,v),Ym(u,v),Zm(u,v))
=sqrt(1.5)・sqrt[(λ1-Dm)2+(λ2-Dm)2+(λ3-Dm)2]/sqrt(λ1 2+λ2 2+λ3 2)
end
…(14)
但し、
ADC(u,v)：投影面上の位置(u,v)におけるADCの値
FA(u,v)：投影面上の位置(u,v)におけるFAの値
である。
尚、平均拡散係数Dmおよびλ1, λ2, λ3の定義は式(8)と同じであるが、いずれも(Xm(u,v),Ym(u,v),Zm(u,v))の関数となる。
すなわち、第２のパラメータ画像作成部５０Ａは、マスク作成部４８Ａから取得したマスク関数M2D(u,v)の値が１となる投影DWI画像SDWI_norm(u,v)上の２次元領域(u,v)をマスク処理によって抽出する。そして、抽出した投影DWI画像SDWI_norm(u,v)上の２次元領域(u,v)のデータに対応する正規化後のDWIボリュームデータSDWI_norm(x,y,z)内におけるボクセルの空間座標位置(Xm(u,v),Ym(u,v),Zm(u,v))を第１のパラメータ画像作成部４７から取得する。さらに、取得した空間座標(Xm(u,v),Ym(u,v),Zm(u,v))の正規化後におけるT2WボリュームデータS0(Xm(u,v),Ym(u,v),Zm(u,v))および正規化後におけるDWIボリュームデータSDWI_norm(Xm(u,v),Ym(u,v),Zm(u,v))を正規化部４６から取得する。
そして、第２のパラメータ画像作成部５０Ａは正規化部４６から取得した、正規化後におけるT2WボリュームデータS0(Xm(u,v),Ym(u,v),Zm(u,v))、および正規化後における少なくとも６組の（FA(u,v)の計算が不要である場合には３組の）DWIボリュームデータSDWI_norm(Xm(u,v),Ym(u,v),Zm(u,v))を用いて投影面上の位置(u,v)におけるADC(u,v)を計算する。次に λ1, λ2, λ3からFA(u,v)を計算する。
図９は、図７に示す画像処理装置４５において作成されるADC画像と投影ADC画像の関係を示す図である。尚、FA画像と投影FA画像の関係も同様である。
図９に示すように３次元(x,y,z)のDWIボリュームデータ８０から投影方向８１にMIP処理されることによって、投影面８２上の位置(u,v)に投影DWI画像が作成される。そしてマスク処理によって投影DWI画像上にマスク領域８３が作成され、マスク領域８３内の位置(u,v)のデータとして投影されたDWIボリュームデータ内の空間位置(Xm(u,v),Ym(u,v),Zm(u,v))が求められる。そして、空間位置(Xm(u,v),Ym(u,v),Zm(u,v))におけるDWIボリュームデータSDWI_norm(Xm(u,v),Ym(u,v),Zm(u,v))を用いてADC(Xm(u,v),Ym(u,v),Zm(u,v))８４を３次元ボリュームデータとして計算する。さらに、３次元ボリュームデータであるADC(Xm(u,v),Ym(u,v),Zm(u,v))８４を投影面８２上に投影することによって２次元の投影ADC画像ADC(u,v)８５が作成される。尚、式(14)のアルゴリズムに示すように、実際にはADCボリュームデータの投影処理は数式による演算としては表れない。
ここまでの投影ADC画像および投影FA画像の作成に至るまでの一連の処理を数式的に表現すると式(15-1)および式(15-2)のようになる。
［数１５］
ADC[Mask[MIP[SDWI(x,y,z)]]] (15-1)
FA[Mask[MIP[SDWI(x,y,z)]]] (15-2)
ただし、式(15-1)におけるADC処理には、空間座標値の取得処理も含まれている。式(15-2)におけるFA処理についても同様である。
そして、このように求められた投影ADC画像および投影FA画像は、第２のパラメータ画像作成部５０Ａから表示装置３４に出力される。また、必要に応じて参照画像作成部５１によりMPR画像等の参照画像が作成されて併せて表示装置３４に表示される。
つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０Ａの画像処理装置４５Ａは、投影DWI画像上に癌候補とされる範囲を抽出するための２次元のマスクを作成し、マスク処理によって抽出された投影DWI画像のピクセルに対応する３次元DWIボリュームデータから投影ADC画像および投影FA画像を作成するものである。そのために、画像処理装置４５Ａでは、DWIボリュームデータをMIP処理する際に投影DWI画像上の各ピクセルの位置と投影線上において３次元DWIボリュームデータが最大値をとる各ボクセルの空間位置とを対応付けして記憶するようにしている。これにより、２次元のマスクを用いて実質的にDWIボリュームデータをマスク処理し、マスク処理後のDWIボリュームデータからADCボリュームデータを作成して投影すれば投影ADC画像を作成することができる。ただし、ADCボリュームデータの投影は、計算上は、３次元DWIボリュームデータの投影線上において最大値となったボクセルにおけるADC値を投影DWI画像上の対応するピクセルにおける投影ADC画像の値とすることに相当する。また、投影FA画像についても同様である。
従って、磁気共鳴イメージング装置２０Ａによれば、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０と同様な効果を得ることができる。加えて、投影後の２次元DWIに対してマスクを設定するため、閾値値により決定される範囲をより狭くすることが期待できる。また、投影線上で最大値を取るデータのみがDWIボリュームデータから抽出されてADC画像およびFA画像の計算に用いられるため、情報の圧縮量を大きくし、臨床上有意義なデータの抽出能および精度を向上させることができる。これにより、診断の効率化、高精度化並びに処理の高速化を向上させることが可能となる。
尚、投影DWI画像を介して作成された２次元のマスク関数M2D(u,v)を投影DWI画像のピクセルに対応するボクセル(xm,ym,zm)の空間位置の関数M3D(x,y,z)として表現すれば、３次元のマスク関数となる。
（他の実施形態）
上述した実施形態では、DWIボリュームデータを元データとして投影DWI画像、投影ADC画像および投影FA画像を作成する例を示した。しかし、これらのデータに限らず、複数の任意の異種の投影画像を任意のボリュームデータから作成する場合に、診断に有用な領域のみをマスク処理によって抽出し、抽出された領域についてのみ投影画像を作成するようにすることができる。また、投影ADC画像および投影FA画像の一方のみを作成するようにしてもよい。
また、投影対象となるデータはDWIとADC画像のように一方から他方を計算によって作成する関係のデータである必要はない。例えば、T1強調画像(T1W: T1 weighted image), T2W, DWI, 灌流強調画像(PWI: perfusion weighted image)等のように互いに独立に収集されるデータ又は計算して求められたT1、T2、プロトン密度などの定量値を投影対象としてもよい。特に、関心領域を一方のデータ上で抽出した方が他方のデータ上で抽出する場合に比べて効果が大きくなる場合に、上述した各実施形態におけるマスクの作成手法は有効な方法となる。例えば、DWIで関心領域を抽出した方がADC画像上で関心領域を抽出する場合に比べて有用な診断画像が得られるため、上述した各実施形態におけるマスクの作成手法は有効な方法であると言える。
さらに、診断用に作成される画像はMIP画像、MinIP画像および平均投影画像のような投影画像に限らず、任意の画像とすることができる。例えば、MPR画像等の断面変換画像やVR(Volume Rendering)画像とすることもできる。
従って、上述した画像処理装置４５、４５Ａは磁気共鳴イメージング装置２０、２０Ａのみならず、X線CT (computed tomography)装置、PET (positron emission computed tomography)-CT装置等の所望の画像診断装置によって撮像された画像を処理対象とすることもできる。そして、ボリュームデータを含む任意次元のデータを元データとして互いに異なる複数のパラメータ画像を作成する場合に画像処理装置４５、４５Ａを適用することができる。
画像処理装置４５、４５Ａは画像診断装置に内蔵せずに、ネットワークを介して画像診断装置と接続することもできる。
図１０は、本発明に係る画像処理装置を用いた画像診断システムの構成図である。
画像診断システム９０は、X線CT装置９１やMRI装置９２等の画像診断装置を画像サーバ９３にネットワークを介して接続して構成される。画像サーバ９３には、画像ビューア９４が接続される。画像ビューア９４は、メモリ９５およびモニタ９６を具備している。
画像サーバ９３は、X線CT装置９１やMRI装置９２等の画像診断装置において収集された診断画像データをネットワークを介して取得し、取得した診断画像データを保存する機能を備えている。また、画像サーバ９３には、所望の画像処理プログラムを保存することが可能であり、診断画像データに対して様々な画像処理を行うことができる。
画像ビューア９４は、画像サーバ９３から所望の診断画像データを取得してモニタ９６に表示させる機能を備えている。画像ビューア９４にも必要に応じてメモリ９５が設けられ、メモリ９５に診断画像データを保存することができる。また、メモリ９５に画像処理プログラムを保存すれば、画像ビューア９４においても画像サーバ９３から取り込んだ診断画像データに対する画像処理を行うことができる。
このような構成の画像診断システム９０において、画像サーバ９３に上述した画像処理装置４５、４５Ａの機能を実現するためのプログラムを保存するか或いは必要な回路を設ければ、画像サーバ９３と画像ビューア９４とによって画像処理装置９７を形成することができる。また、画像ビューア９４のメモリ９５に上述した画像処理装置４５、４５Ａの機能を実現するためのプログラムを保存すれば、画像ビューア９４に画像処理装置４５、４５Ａの機能を持たせることができる。
本発明の第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置のコンピュータの機能ブロック図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置において使用されるDWIシーケンスを示す図。 図２に示す画像処理装置における画像処理の流れを示すフローチャート。 図２に示す画像処理装置において作成されるADC画像と投影ADC画像の関係を示す図。 図２に示す画像処理装置において作成された画像を表示装置に表示させた例を示す図。 本発明の第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置が備える画像処理装置の機能ブロック図。 図７に示す画像処理装置における画像処理の流れを示すフローチャート。 図７に示す画像処理装置において作成されるADC画像と投影ADC画像の関係を示す図。 本発明に係る画像処理装置を用いた画像診断システムの構成図。 従来の磁気共鳴イメージングにより得られた体幹部の拡散臨床例である膵臓癌肝転移（pancreatic cancer and liver metastasis）のＴ２強調画像(T2W)。 従来の磁気共鳴イメージングにより得られた図１１に示す膵臓癌肝転移の拡散強調画像(DWI)。 従来の磁気共鳴イメージングにより得られた図１１に示す膵臓癌肝転移のADC画像。 拡散イメージングにおける正常組織と癌部分のそれぞれの傾斜磁場因子bの値に対する信号強度の変化を模式的に示すグラフ。
符号の説明
２０、２０Ａ 磁気共鳴イメージング装置
２１ 静磁場用磁石
２２ シムコイル
２３ 傾斜磁場コイル
２４ ＲＦコイル
２５ 制御系
２６ 静磁場電源
２７ 傾斜磁場電源
２８ シムコイル電源
２９ 送信器
３０ 受信器
３１ シーケンスコントローラ
３２ コンピュータ
３３ 入力装置
３４ 表示装置
３５ 演算装置
３６ 記憶装置
３７ 寝台
４０ シーケンスコントローラ制御部
４１ ｋ空間データベース
４２ 撮影条件設定部
４３ 画像再構成部
４４ 実空間データベース
４５，４５Ａ 画像処理装置
４６ 正規化部
４７，４７Ａ 第１のパラメータ画像作成部
４８，４８Ａ マスク作成部
４９ ３Ｄパラメータ画像作成部
５０，５０Ａ 第２のパラメータ画像作成部
５１ 参照画像作成部
５２ 臨床データベース
６０ ３次元空間
６１ マスク領域
６２ ADC画像
６３ 投影方向
６４ 投影ADC画像
６５ 投影面
７０ 肝臓
７１ 背骨
７２ 腎臓
７３ マーキング
７４ ポインタ
８０ DWIボリュームデータ
８１ 投影方向
８２ 投影面
８３ マスク領域
８４ ADC
８５ 投影ADC画像

Claims (10)

  1. 拡散強調画像データを記憶する記憶手段と、
    前記拡散強調画像データにおいて計算対象領域を特定する特定手段と、
    前記拡散強調画像データに基づいて前記計算対象領域について拡散係数および拡散異方性の指標である異方性比率の少なくとも一方を計算する計算手段と、
    前記計算手段により計算された前記拡散係数および前記異方性比率の少なくとも一方を表示する表示手段と、
    を有することを特徴とする画像処理装置。
  2. 前記計算手段は、前記計算対象領域について投影処理を行うように構成される一方、前記表示手段は、前記投影処理が施された画像をApparent Diffusion Coefficient像またはFractional Anisotropy像として表示させるように構成されることを特徴とする請求項１記載の画像処理装置。
  3. 前記特定手段は、複数の拡散強調画像データまたは拡散強調ボリュームデータのうち閾値を超える範囲を前記計算対象領域として特定するように構成されることを特徴とする請求項１記載の画像処理装置。
  4. 前記特定手段は、拡散強調ボリュームデータを投影処理した投影像のうち閾値を超える範囲を前記計算対象領域として特定するように構成されることを特徴とする請求項１記載の画像処理装置。
  5. 前記特定手段は、癌の候補領域を前記計算対象領域として特定するように構成されることを特徴とする請求項１記載の画像処理装置。
  6. 前記記憶手段は、傾斜磁場因子であるb値および拡散傾斜磁場パルスの印加方向の少なくとも一方が異なる複数種類の拡散強調画像データを記憶するように構成される一方、前記計算手段は、前記複数種類の拡散強調画像データに基づいて前記拡散係数および前記異方性比率の少なくとも一方を計算するように構成されることを特徴とする請求項１記載の画像処理装置。
  7. 前記計算手段は、傾斜磁場因子であるb値が実質的にゼロとみなせる横緩和時間強調画像データおよび拡散強調イメージングとは異なるイメージングによって収集された画像データの少なくとも一方に基づいて臓器に関する情報を作成するように構成される一方、前記表示手段は、前記拡散係数および前記異方性比率の少なくとも一方と前記臓器に関する情報とを合成表示するように構成されることを特徴とする請求項１記載の画像処理装置。
  8. 拡散強調画像、Apparent Diffusion Coefficient像およびFractional Anisotropy像のいずれかにマーキングを付すための指定手段をさらに備え、
    前記表示手段は、前記指定手段により前記マーキングが付された前記拡散強調画像、前記Apparent Diffusion Coefficient像および前記Fractional Anisotropy像のいずれかと、前記マーキングに対応する位置に対応するマーキングを付した他の画像とを表示するように構成されることを特徴とする請求項１記載の画像処理装置。
  9. 前記計算手段は、傾斜磁場因子であるb値が実質的にゼロとみなせる横緩和時間強調画像データおよび拡散強調イメージングとは異なるイメージングによって収集された画像データの少なくとも一方に基づいて断面変換画像を作成するように構成される一方、前記表示手段は、前記マーキングに対応する位置に前記対応するマーキングを付して前記断面変換画像を表示するように構成されることを特徴とする請求項８記載の画像処理装置。
  10. 拡散強調画像データを収集するデータ収集手段と、
    前記拡散強調画像データにおいて計算対象領域を特定する特定手段と、
    前記拡散強調画像データに基づいて前記計算対象領域について拡散係数および拡散異方性の指標である異方性比率の少なくとも一方を計算する計算手段と、
    前記計算手段により計算された前記拡散係数および前記異方性比率の少なくとも一方を表示する表示手段と、
    を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
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