JP2009268741A - Ｍｒｉ画像診断装置及びｍｒ画像形成方法 - Google Patents

Abstract

【課題】ＭＲＡ撮像において発生する血管の偽欠損箇所を抽出、補正して表示するＭＲＩ画像診断装置を提供する。
【解決手段】静磁場中に置かれた被検体に傾斜磁場と高周波磁場とを印加し、被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出するスキャン部００１と、核磁気共鳴信号を基に画像を再構成しボリュームデータを生成する再構成部００２と、ボリュームデータから血管を抽出する血管抽出部００３と、抽出された血管の端点の位置及び該端点における血管の方向を含む端点情報を求める端点情報作成部００６と、端点情報から補間する端点間を選択する補間箇所選択部０１０と、選択された端点間に血管壁を補間する補間部００９と、ボリュームデータに補間された血管壁の情報を加えた画像を表示部０１３に表示させる表示制御部０１２とを備える。
【選択図】図１

Description

本発明は、被検体内の原子核スピンの磁気共鳴現象を利用したＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）画像診断装置およびＭＲ画像形成方法に関する。さらに詳しくは、被検体に造影剤を投与することなく、血管の画像を提供することができるＭＲＩ画像診断装置およびＭＲ画像形成方法に関する。

血管の画像診断に、ヨード造影剤を用いたＸ線撮像径のＸ線アンギオ装置、或いはＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）画像診断装置、ＣＴ画像診断装置、又は超音波画像診断装置など種々の医用画像診断装置（モダリティ）が用いられている。血管を対象部位とする診断及び治療に際し、血管画像と脳実質や骨などの撮像画像を組み合わせて表示する治療計画及び治療支援が広く一般的に行われている。そして、そのような治療計画や治療支援などでは、上述のような様々なモダリティの画像やそれら複数のモダリティの合成画像が使用されている。特に、上述のモダリティの中でもＭＲＩ画像診断装置は、優れた空間分解能を持ち、非侵襲な撮像方式であり、血管の画像診断に用いられることが多い。

このＭＲＩ画像診断装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して、静磁場中に置かれた被検体の所望の検査部位における原子核スピンをラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＦＩＤ（自由誘導減衰）信号やエコー信号を基に密度分布や緩和時間分布等を計測して、その計測データから被検体の任意の断面を画像表示するものである。

ＭＲＩ装置には、血流を描画するＭＲＡ撮像（ＭＲアンジオグラフィ）という撮像機能を有する装置がある。そして、ＭＲＡ撮像には、大きく分けて造影剤を用いない方法（非造影ＭＲＡ撮像）と、造影剤を投与して撮像する方法（造影ＭＲＡ撮像）（例えば、特許文献１参照。）とがある。

そして、特許文献１に記載されているような造影剤を用いる方法では、注射の痛みや心臓への影響など患者に対して負荷が大きい。そこで、患者の負荷を軽減するために、造影剤を用いない非造影ＭＲＡ撮像が行われる。

この非造影ＭＲＡ撮像の代表的な手法は、撮像面への血液の流入効果によるＴＯＦ法と、血液が傾斜磁場内を移動するときの位相シフト効果によるＰｈａｓｅ Ｃｏｎｔｒａｓｔ（以下、「ＰＣ」と略記する。）法（例えば特許文献２参照。）とがある。特に頭頚部においては、この２方式が主に使用されている。

特開２００４−００８５１６号公報 特開平０７−０５９７４７号公報

前述のＴＯＦ法や特許文献２のようなＰＣ法ともに血流を高信号化して撮像する手法では、造影剤を要せず血管（血流）を観察できる利点があるが、分岐点等の血液の乱流を発する箇所においては低信号となってしまう。そのため、血流の乱流を発生する箇所では、表示輝度が低く描写され、実際は血管がつながっているにも関わらず血管が途切れているように見える偽欠損や、狭窄しているように見える偽狭窄が起こる問題がある。このため、血管抽出が正確にできず、治療経路付近の血管を正確に表示できない場合がある。ＭＲＩ画像を用いた治療においては重要な血管に当たらないように放射線を放射することが行われる。また、ＭＲＩ画像を用いた手術においては重要な血管を避けてメスを入れたりすることが行われる。このような場合、治療経路付近の血管が正確に表示されていない場合、診断及び治療計画を誤る危険がある。特に重要臓器を栄養している血管を見誤ることは重大な事故につながる。さらに、従来の血管トレース技術ではＭＲＡ撮像での欠損箇所のように血管が途切れてしまっている箇所では、自動抽出処理を行うことができず、血管が途切れたまま表示されてしまうという問題がある。

この発明は、このような事情に鑑みてなされたもので、ＭＲＡ撮像において発生する血管の偽欠損箇所を抽出、補正して表示するＭＲＩ画像診断装置を提供することを目的としている。

上記目的を達成するために、請求項１に記載のＭＲＩ画像診断装置は、静磁場中に置かれた被検体に傾斜磁場と高周波磁場とを印加し、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出するスキャン手段と、前記核磁気共鳴信号を基に画像を再構成しボリュームデータを生成する再構成手段と、前記ボリュームデータから血管を抽出する血管抽出手段と、前記抽出された血管の端点の位置及び該端点における前記血管の方向を含む端点情報を求める端点情報作成手段と、前記端点情報から補間箇所となる前記端点間を選択する補間箇所選択手段と、前記選択された前記端点間に血管壁を補間する補間手段と、前記ボリュームデータに補間された血管壁の情報を加えた画像を表示手段に表示させる表示制御手段と、を備えることを特徴とするものである。

請求項８に記載のＭＲ画像形成方法は、静磁場中に置かれた被検体に傾斜磁場と高周波磁場とが印加され、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出するスキャン段階と、前記核磁気共鳴信号を演算処理して画像を再構成しボリュームデータを生成する再構成段階と、前記ボリュームデータから血管を抽出する血管抽出段階と、前記抽出された血管の端点の位置及び血管の方向を含む端点情報を求める端点情報作成段階と、前記端点情報から補間箇所となる前記端点間を選択する補間箇所選択段階と、前記選択された補間箇所に血管壁を補間する補間段階と、前記ボリュームデータに補間された血管壁の情報を加えた画像を表示手段に表示させる表示制御段階と、を備えることを特徴とするものである。

請求項１に記載のＭＲＩ画像診断装置及び請求項８に記載のＭＲ画像形成方法によると、血管の画像の偽欠損箇所を補間した血管画像の作成及び表示を行うことができる。これにより、正確な血管のＭＲＩ画像の生成が可能となる。そして、本発明を用いて生成された血管の画像を治療計画や治療支援に用いることにより、手術や放射線の経路検討における重要血管の見落としを軽減することが可能となる。

〔第１の実施形態〕
以下、この発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ画像診断装置について説明する。図１は本発明に係るＭＲＩ画像診断装置の機能を表すブロック図である。図１に示す記憶部１００はハードディスクなどの記憶装置で構成されるものである。そして、ボリュームデータ保存部１０１、セグメントデータ保存部１０２、血管芯線保存部１０３、端点情報保存部１０４、及び血管壁保存部１０５は本実施形態では同一の記憶部１００の中に配置されている。ただし、これらの各保存部は異なる記憶装置に配置されてもよい。

スキャン部００１の詳細を図２を参照して説明する。図２はスキャン部００１の詳細なブロック図である。スキャン部００１は、被検体Ｐを載置する寝台２０１、被検体Ｐが置かれる空間に均一な静磁場を形成する静磁場用磁石２０２、静磁場に磁場勾配を与える傾斜磁場発生部２０３、被検体Ｐの組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場発生部２０４、及び核磁気共鳴によって被検体Ｐから発生するエコー信号を受信する受信部２０５を備えている。スキャン部００１は、静磁場用磁石２０２により被検体Ｐの周りにその体軸方向もしくは体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させる。さらに、スキャン部００１は、傾斜磁場発生部２０３により被検体Ｐに傾斜磁場を印加する。次に、スキャン部００１は、高周波磁場発生部２０４により高周波パルスを被検体Ｐに向けて送信して核磁気共鳴を起こさせる。そして、スキャン部００１は、受信部２０５により被検体Ｐから核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出する。スキャン部００１は、検出したエコー信号を再構成部００２へ出力する。このスキャン部００１が本発明における「スキャン手段」にあたる。

再構成部００２は、スキャン部００１が受信したエコー信号に対しフーリエ変換、補正係数計算、及び画像再構成などの処理を行う。これにより、再構成部００２は、原子核の空間密度やスペクトルを表す画像を生成する。この再構成部００２が本発明における「再構成手段」にあたる。

上述のようなスキャン部００１及び再構成部００２の処理により断面像が生成される。そして、上述の処理を３次元領域において行い３次元画像データを収集する。この３次元画像データが「ボリュームデータ」である。ボリュームデータは本実施形態ではボリュームの中心を原点とする３次元座標空間で表わされている。ここで、この座標空間はどこを原点に採ってもよい。例えば、装置に予め設定されている装置原点を原点とする３次元座標空間でもよい。そして、ボリュームデータは画素（３次元画像を構成する最小単位であり、「ボクセル」ともいう。）で構成されており、各画素には該画素の３次元座標空間上の位置における再構成部００２で生成されたエコー信号の信号強度の値が与えられている。この信号強度を「画素値」（もしくは「ボクセル値」）という。そして、本実施形態の場合、スキャン部００１及び再構成部００２は、ＴＯＦ（Ｔｉｍｅ−Ｏｆ−Ｆｌｉｇｈｔ）法やＰＣ法などを用いた方法でスキャン及びボリュームデータの生成を行う。これらＴＯＦ法やＰＣ法などを用いることにより血管部分を強調した３次元画像を生成することができる。

再構成部００２は、生成したボリュームデータをボリュームデータ保存部１０１に保存する。

血管抽出部００３は、セグメントデータ作成部００４を有している。また、血管抽出部００３は、血管を抽出するための画素値の閾値の範囲を記憶している。この血管抽出部００３が本発明における「血管抽出手段」にあたる。

血管抽出部００３は、再構成部００２で生成されたボリュームデータにおける血管部分のおおよその画素値の入力を受ける。この画素値は操作者により入力部０１４を用いて入力される。例えば、ＴＯＦ法を用いた場合には血管部分の領域では信号強度が強いため、操作者は高い画素値を入力することになる。さらに、血管抽出部００３は、ボリュームデータ保存部１０１からボリュームデータを取得する。血管抽出部００３は、取得したボリュームデータの中から、入力された画素値を基準として記憶している閾値の範囲に含まれる画素を抽出する。これにより、血管抽出部００３は、ほぼ血管にあたる領域を抽出した画像を作成することができる。

また、血管抽出部００３においてより正確に血管にあたる領域のみを抽出するため他の方法を併用してもよい。例えば、血管抽出部００３は、操作者による入力部０１４を用いた血管以外の部分の指定を受けて、ボリュームデータから該指定された部分を削除することで血管以外の物体の削除を行ってもよい。また、血管抽出部００３は、操作者による入力部０１４を用いた血管を表す領域上の点の指定を受けて、その点から連結している画素を抽出していくといった連結領域抽出処理を行ってもよい。さらに、血管抽出部００３は、操作者による入力部０１４を用いたボリュームデータの領域（例えば、一定の血管を含む直方体の領域など。）の指定を受けて、指定された領域以外の領域を削除する処理空間の範囲限定処理などを行ってもよい。この血管抽出部００３が本発明における「血管抽出手段」にあたる。

画像セグメントデータ作成部００４は、血管にあたる領域を抽出した画像に対し、抽出された部分の画素値を１とし、それ以外の部分の画素値を０とする。この画素値を０又は１であらわす処理を施した画像データをセグメントデータという。

血管抽出部００３は、セグメントデータをセグメントデータ保存部１０２に保存する。

端点情報作成部００６は、構造線抽出部００７と血管芯線抽出部００８を有する。この端点情報作成部００６が、本発明における「端点情報作成手段」にあたる。

構造線抽出部００７は、セグメントデータ保存部１０２からセグメントデータを取得する。構造線抽出部００７は、図３に示すように取得したセグメントデータの血管３００に対しモルフォロジ処理や距離変換処理などの細線化処理を行い血管３００の構造線３０１を求める。図３は構造線の抽出を説明するための図である。この構造線３０１は画素の集まりである点列となる。すなわち構造線３０１のデータは３次元座標空間の点の集まりとして表わされる。そして、構造線抽出部００７は、血管芯線抽出部００８に構造線３０１のデータを送信する。

血管芯線抽出部００８は、受信した構造線３０１のデータを基に、構造線３０１を構成している各点３０２（画素）において、構造線３０１に直交する平面を求める。さらに、血管芯線抽出部００８は、図４に示すように求めた平面で切断した、血管３００の断面を求める。ここで、図４は内接円の中心の求め方を説明するための図である。そして、血管芯線抽出部００８は、求めた血管３００の断面に内接する内接円３０３を求める。そして、血管芯線抽出部００８は、求めた内接円３０３の中心３０４を求める。以下では、この求めた中心を「血管３００の中心点」という。血管芯線抽出部００８は、構造線３０１上の各点３０２において上記の処理を繰り返し、対応する血管３００の中心点を求める。そして、図５に示すように求めた血管３００の中心点を集めた点列が血管芯線４００となる。図５は血管芯線及び端点の求め方を説明するための図である。この血管芯線４００のデータも３次元座標空間の点の集まりとして表わされる。ここで、本実施形態では内接円３０３の中心３０４を血管３００の中心点としたが、これは他の方法でもよい。例えば、血管３００の断面の重心を求めてそれを血管３００の中心点としてもよい。また、構造線３０１上の点を大円に含む血管の内接球を求め、その内接球の中心を血管３００の中心点としてもよい。

血管芯線抽出部００８は、求めた血管芯線４００のデータを血管芯線保存部１０３に保存する。

端点情報作成部００６は、血管芯線抽出部００８が求めた血管芯線４００を構成する点に対し該点に隣接する画素に血管芯線４００を構成する他の点が２つ存在するかを確認していく。そして、端点情報作成部００６は、血管芯線４００を構成する点のうち、隣接する画素に血管芯線４００を構成する他の点が１つしか存在しない点の位置座標を端点の位置座標とする。例えば、図５においては点５００が端点となる。この端点５００の位置座標が血管３００の端点の位置座標となる。さらに、端点情報作成部００６は、求めた端点５００の位置座標と該端点５００に隣接する画素の座標との差分を求めることで端点５００の方向ベクトルとする。ここで、端点５００のベクトルを求める点は隣接点を使わずに端点５００の近傍にある他の点を使用してもよい。さらに、端点情報作成部００６は、ボリュームデータ保存部１０１からボリュームデータを取得し、端点５００の位置座標における画素値を端点５００の画素値として抽出する。

端点情報作成部００６は、端点５００の位置座標、端点５００の方向ベクトル、及び端点５００の画素値といった端点情報を端点情報保存部１０４に保存する。また、端点情報作成部００６は、端点５００における内接円の径を端点における血管径として端点情報保存部１０４に保存する。

補間箇所選択部０１０は、端点５００の間の距離の閾値、２つの端点５００における方向ベクトルが作る外角の閾値、２つの端点５００における画素値の差の閾値、及び２つの端点５００における血管径の差の閾値をあらかじめ記憶している。本実施形態では、距離の閾値を２ボクセル、方向ベクトルが作る外角の閾値を１°、画素値の差の閾値を画素値のヒストグラムを作成しそのヒストグラムにおける最大値と最小値との差の５％、及び血管径の差の閾値を２ボクセルとする。ここで、画素値の閾値の求め方の例を説明する。補間箇所選択部０１０は、血管抽出部００３で血管が抽出されたセグメントデータにする前の画像データを取得する。補間箇所選択部０１０は、抽出された血管３００における画素値からヒストグラムを作る。そして、補間箇所選択部０１０は、作成したヒストグラムから最大値及び最小値を抽出しそれらの差の５％を算出する。この補間箇所選択部０１０が本発明における「補間箇所選択手段」にあたる。

補間箇所選択部０１０は、端点情報保存部１０４に保存されている端点５００のうち２つの端点５００を選び出し、各端点５００の端点情報を取得する。補間箇所選択部０１０は、取得した該２つの端点５００の間の位置座標を基にその間の距離を算出する。そして、補間箇所選択部０１０は、算出した２つの端点５００の間の距離と記憶している距離の閾値である２ボクセルとを比較する。また、補間箇所選択部０１０は、取得した該２つの端点５００における方向ベクトルを基にそれらの方向ベクトル間の外角を算出する。そして、補間箇所選択部０１０は、算出した２つの端点５００における方向ベクトルがなす外角と記憶している方向ベクトルが作る外角の閾値である１°とを比較する。また、補間箇所選択部０１０は、取得した該２つの端点５００における画素値の差を算出する。そして、補間箇所選択部０１０は、算出した２つの端点５００の画素値の差と記憶している画素値の差の閾値とを比較する。さらに、補間箇所選択部０１０は、取得した該２つの端点５００における血管径の差を算出する。そして、補間箇所選択部０１０は、算出した２つの端点５００における血管径の差と記憶している血管径の差の閾値である２ボクセルとを比較する。そして、補間箇所選択部０１０は、該２つの端点５００の間の距離が２ボクセル以下、該２つの端点５００における方向ベクトルがなす外角が１°以下、該２つの端点５００における画素値の差が閾値以下、及び該２つの端点５００における血管径の差が２ボクセル以下の場合、該２つの端点５００において偽欠損が発生している、すなわち本来であれば該２つの端点はつながっている血管であると判断する。そして、補間箇所選択部０１０は該２つの端点間が偽欠損箇所であり、該２つの端点を補間すべき端点の組として選択する。

補間箇所選択部０１０による端点５００における閾値との比較を図６を参照して具体的に説明する。図６は補間箇所選択部０１０による端点５００における閾値との比較を説明するための図である。血管芯線４００ａにおける端点として端点５００ａ及び端点５００ｃが抽出されている。また、血管芯線４００ｂにおける端点として端点５００ｂが抽出されている。さらに、血管芯線４００ｃにおける端点として端点５００ｄが抽出されている。そして、端点５００ａを中心とした半径２ボクセルの球が球６０１である。球６０１の中に端点５００ｂが含まれている。したがって、端点５００ａと端点５００ｂ間の距離は閾値以内である。これに対し、端点５００ｃ及び端点５００ｄは球６０１に含まれない。したがって、端点５００ｃ及び端点５００ｄと端点５００ａとの距離は閾値以上である。

本実施形態では、補間箇所選択部０１０は端点間の距離、２つの端点におけるベクトルがなす外角、画素値の差、及び血管径の差を比較に用いているが、これはいずれか一つもしくはいくつかの組み合わせを用いて比較を行ってもよい。

補間部００９は、補間箇所選択部０１０によって補間する対象として選択された補間すべき端点の組の情報の入力を受ける。そして、補間部００９は、入力された該端点の組の情報を基に、該端点の組の端点情報を端点情報保存部１０４から取得する。この補間部００９が本発明における「補間手段」にあたる。

補間部００９は、取得した端点の組の端点情報から組となっている２つの端点を結ぶ接続線を、正常撮像部の血管芯線４００を用いたスプライン補間などにより作成する。例えば、図６のような場合、端点５００ａと端点５００ｂとを、端点５００ｃと端点５００ｄとを結ぶ接続線を作成する。これにより、血管芯線４００ａと血管芯線４００ｂとが結ばれる。この血管芯線４００の補間はたの方法でもよく、さらに、血管芯線４００ａと血管芯線４００ｃとが結ばれる。補間部００９は、作成した血管芯線４００を血管芯線保存部１０３に保存する。さらに、補間部００９は、補間した血管芯線４００の情報を補間対象抽出部０１１へ出力する。

補間部００９は、補間対象抽出部０１１から血管壁を補間する対象となる血管芯線４００の情報の入力を受ける。補間部００９は、補間する対象となる血管芯線４００を有する血管の偽欠損箇所の２つの端点を結ぶ血管芯線４００の周りに、端点における血管径を用いた円形を血管芯線４００上の距離に応じた線形補間計算にて求める。図９は血管壁の補間を説明するための図である。この線形補間はを具体的に説明すると、図９に示すように端点５００ａと端点５００ｂとの間の血管壁を補間する場合、補間する血管壁９００が端点５００ａからの距離と端点５００ｂからの距離がｕ：ｖである場合、血管壁９００における血管径と端点５００ａにおける血管径との差と、血管壁９００における血管径と端点５００ｂにおける血管径との差がｕ対ｖになるように血管径９００における血管径を求めればよい。

ここで、本実施形態では血管のおおよその位置を把握できればいいので、容易に補間を行うことができるように端点における血管径を用いた円形を用いて血管壁の補間を行っているが、これは他の方法でもよく、例えば、端点における血管形状を基に線形補間を行ってもよい。その場合には、図１における血管壁抽出部００５がセグメントデータ保存部１０２からセグメントデータを取得し、端点情報保存部１０４に保存されている補間される端点の情報を基に、血管壁の形状である血管形状を求める。そして、血管壁抽出部００５が求めた血管形状を基に、補間部００９が該端点間の補間を行えばよい。

補間部００９は、補間した血管壁の情報を血管壁保存部１０５に保存する。

補間対象抽出部０１１は、補間部００９から血管芯線４００の情報の入力を受ける。また、補間対象抽出部０１１は、入力部０１４から操作者が重要と考えた領域（以下では、「重要領域」という。）及び重要領域に繋がる微細血管の大元にあたる血管上の点（以下では、「開始点」という。）の入力を受ける。具体的には、操作者は、ユーザインタフェース０１５を使用して、セグメントデータ保存部１０２からセグメントデータを取得し、表示部０１３に表示させる。そして、操作者は、入力部０１４を使用して、セグメントデータ上で重要領域を指定する。以下では、指定領域として脳幹が指定された場合で説明する。この重要領域を指定する方法としては、例えば楕円体近似形状と典型形状による指定といった方法がある。楕円体近似の場合、画面上に表示されている楕円体を、操作者が入力部０１４を用いてその位置、角度、及び大きさを調整して、脳幹を該楕円体で包むように設定することで、脳幹の領域を指定することができる。また、典型形状の場合、あらかじめ記憶部１００に記憶されている過去の画像データから作成された典型的な脳幹領域形状のセグメントデータ（以下では、「典型データ」という。）を使用して、その位置、角度、及び大きさなどを調整して、現在表示されている被検体の脳幹を該典型データで包むように設定することで、脳幹の領域を指定することができる。例えば、操作者は表示部０１３の画面上で図７に示すように楕円体近似形状によって脳幹を含む重要領域７００を指定する。図７は補間対象とする血管の抽出を説明するための図である。さらに、操作者は、ユーザインタフェース０１５を使用して、ボリュームデータ保存部１０１からボリュームデータやＭＰＲ象を取得し、表示部０１３に表示させる。そして、操作者は、脳幹に繋がる微細血管の大元にあたる血管上の開始点を１つ又は複数点指定する。以下では、開始点として後大脳動脈上の点が指定された場合で説明する。例えば、操作者は表示部０１３の画面上で図７に示すように脳幹を含む重要領域７００へつながる微細血管７０２の大元にあたる血管７０３の上の開始点７０１を指定する。上述のような操作者の指定を受けるのは、脳幹等の生命維持に不可欠な部位など重要な領域へ通じている血管に偽欠損がある場合、治療計画や治療支援に大きな影響を与えるため、そのような血管の偽欠損を優先して補間するためである。

補間対象抽出部０１１は、操作者によって指定された脳幹を含む重要領域７００及び後大脳動脈上の点（開始点７０１）を受けて、補間部００９が補間した血管芯線４００のうち、後大脳動脈上の開始点７０１から脳幹を含む重要領域７００に繋がる血管芯線４００を、血管壁を補間する対象として抽出する。例えば、図７において点線で示される血管芯線４００ａは開始点７０１から脳幹を含む重要領域７００に繋がっている。これに対し、一点鎖線で示される血管芯線４００ｂは開始点７０１から始まるが、脳幹を含む重要領域７００に繋がっていない。したがって、図７に示される場合では、補間対象抽出部０１１は、血管芯線４００ａを血管壁を補間する対象として抽出する。

さらに、この抽出にあたり、誤抽出を避けるために、血管芯線４００の方向や後大脳動脈上の点から脳幹までの長さや一定の領域などに抽出の制限を設けてもよい。具体的には、操作者は図８に示すような開始点７０１と重要領域７００を含む領域８００を指定することにより、血管を抽出する領域の制限範囲を指定する。図８は開始点７０１から重要領域７００へ繋がる血管の抽出領域の制限を説明するための図である。そして、補間対象抽出部０１１は、指定された領域８００に含まれる血管芯線４００ｃなどを血管壁を補間する対象として抽出する。また、補間対象抽出部０１１は、指定された領域８００からはみ出す血管芯線４００ｄなどは抽出の対象から外す。これは、経験的に開始点７０１を含む血管から直接脳幹の方向（重要領域７００の方向）に向かっている血管であれば脳幹へ栄養を送っている血管である可能性が高いからである。言い換えれば、開始点７０１から重要領域７００とは異なる方向に向かいその後大回りして重要領域７００に血管が繋がることは少なく、それを補間してしまうことは間違った血管の接続を生成してしまう可能性が高いからである。これにより、正しい血管を補間する確率を向上させることが可能となる。また、長さの制限を設けた場合は、補間対象抽出部０１１は、開始点７０１から重要領域７００までの血管芯線の長さが、入力された長さ以下の場合に抽出する対象とする。これも、あまりに長い血管の場合、実際には繋がっていない経路である可能性が経験的に高いためである。

補間対象抽出部０１１は、抽出した血管芯線４００ａの情報を補間部００９へ出力する。この補間対象抽出部０１１が本発明における「補間対象抽出手段」にあたる。

ここで、本実施形態では、補間対象抽出部０１１によって特に重要な血管を抽出し、該血管に対し血管壁の補間を行っている。これは、補間の処理を簡略化するとともに、参照しやすい血管の画像を生成するためである。ただし、この重要な血管の抽出を行わずに、補間箇所選択部０１０で補間箇所として選択された部分すべてに対して補間を行う構成でも、本発明のＭＲＩ画像診断装置は動作可能である。

表示制御部０１２は、ボリュームデータ保存部１０１に保存されているボリュームデータ及び血管壁保存部１０５に保存されている補間された血管壁の情報を基に、補間が行われた血管の３次元画像を表示部０１３に表示させる。

次に、図１０を参照して、本実施形態に係るＭＲＩ画像診断装置における血管画像生成の動作を説明する。図１０は本実施形態に係るＭＲＩ画像診断装置における血管画像生成のフローチャートの図である。

ステップＳ００１：スキャン部００１は、静磁場用磁石２０２で発生された静磁場中に傾斜磁場発生部２０３により磁場勾配を与え、その磁場の中に載置された被検体Ｐに対し高周波磁場発生部２０４により高周波パルスを送信して磁気共鳴を起こさせ、被検体Ｐで発生するエコー信号を受信部２０５で受信する。

ステップＳ００２：再構成部００２は、スキャン部００１が受信したエコー信号に対し、フーリエ変換、補正係数計算、及び画像再構成などの処理を行い、ボリュームデータを生成する。そして、再構成部００２は、生成したボリュームデータをボリュームデータ保存部１０１に保存する。

ステップＳ００３： 操作者は、経験的に求まるおおよその血管の画素値の値を入力する。

ステップＳ００４：血管抽出部００３は、ボリュームデータ保存部１０１に保存されているボリュームデータを取得する。そして、血管抽出部００３は、ボリュームデータから入力された血管の画素値から予め記憶している閾値の範囲内にある画素値を有する画素を抽出することで、血管を抽出した画像を生成する。

ステップＳ００５：セグメントデータ作成部００４は、血管を抽出した画像のうち血管の領域の画素値を１とし、他の領域の画素値を０とすることで、セグメントデータを作成する。血管抽出部００３は、セグメントデータをセグメントデータ保存部１０２に保存する。

ステップＳ００６：端点情報作成部００６は、セグメントデータ保存部１０２に保存されたセグメントデータを取得する。構造線抽出部００７は、取得したセグメントデータに対し細線化処理を施すことにより、構造線を作成する。

ステップＳ００７：血管芯線抽出部００８は、構造線抽出部００７が作成した構造線上の点を含む構造線と直交する平面で血管を切断し、該構造線上の点を含む血管断面を求める。そして、血管芯線抽出部００８は、求めた血管に内接する内接円を求め、その内接円の中心を求める。さらに、血管芯線抽出部００８は、前述の内接円の中心を集めることで血管芯線を作成する。血管芯線抽出部００８は、作成した血管芯線の情報を血管芯線保存部１０３に保存する。

ステップＳ００８：端点情報作成部００６は、血管芯線上の点のうち隣接する点が１つのみの点を抽出し、端点の位置座標を求める。そして、端点情報作成部００６は、端点及び隣接する点の位置情報から端点における方向ベクトルを求める。さらに、端点情報作成部００６は、ボリュームデータ保存部１０１のボリュームデータから端点における画素値を取得する。また、端点情報作成部００６は、血管芯線抽出部００８で求めた端点における血管径として端点における内接円の径を取得する。そして、端点情報作成部００６は、端点の位置座標、端点における方向ベクトル、端点の画素値、及び端点における血管径といった端点情報を端点情報保存部１０４に保存する。

ステップＳ００９：補間箇所選択部０１０は、端点情報保存部１０４から端点情報を取得する。補間箇所選択部０１０は、予め記憶している、端点間の距離の閾値、端点における方向ベクトルがなす外角の閾値、端点における輝度値の差の閾値、及び端点における血管径の差の閾値と、取得した端点のうち任意の２点における値とを比較し、すべての閾値以内にある２つの端点の組を選択する。

ステップＳ０１０：操作者は、ユーザインタフェース０１５を使用してセグメントデータ上で重要領域及び開始点を入力する。

ステップＳ０１１：補間対象抽出部０１１は、補間部００９によって補間された血管芯線の情報を基に、操作者により指定された開始点から重要領域までつながっている血管芯線を抽出する。

ステップＳ０１２：補間部００９は、補間対象抽出部０１１が抽出した血管芯線の情報を受ける。さらに、補間部００９は、端点情報保存部１０４から端点における血管径の大きさを取得する。そして、補間部００９は、補間対象抽出部０１１が抽出した血管芯線を有する血管の端点間の血管壁を、補間する箇所を挟む２つの端点における血管径の大きさを基に補間する。

ステップＳ０１３：表示制御部０１２は、補間部００９から補間した部分のデータを取得し、ボリュームデータ保存部１０１から血管のデータを取得する、表示制御部０１２は、補間した血管を表示部０１３に表示させる。

以上のように、本実施形態に係るＭＲＩ診断装置においては、生成された血管画像のうち偽欠損が発生している血管を抽出し、その血管の偽欠損箇所を補間して表示することで、より正確な血管の表示を行うことができる。これにより、ＭＲＩ画像を利用した治療計画や治療支援において、血管の見落としなどを軽減することが可能となる。

さらに、脳幹等の重要とされる領域へ繋がっている血管に絞って、偽欠損箇所の補間を行うことができる。そのため、重要な部分へ繋がっている血管の見落としなどを防ぐとともに、補間処理を効率よく行うことが可能である。

〔第２の実施形態〕
以下、この発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ画像診断装置について説明する。本実施形態に係るＭＲＩ画像診断装置は、血管の補間（血管芯線及び血管壁の補間）を行うときに、端点の情報だけではなくその近傍の点の情報を用いることが第１の実施形態と異なるものである。そこで、以下では主に血管の補間について説明する。本実施形態に係るＭＲＩ画像診断装置におけるブロック図も第１の実施形態と同様に図１で表わされる。また、本実施形態において、特に説明なく第１の実施形態と同一の符合が付されている機能部は同一の機能を有するものである。

本実施形態に係るＭＲＩ画像指弾装置においてもセグメントデータをセグメントデータ保存部１０２に保存するまでの動作は第１の実施形態と同様である。

端点情報作成部００６は、セグメントデータ保存部１０２からセグメントデータを取得する。

構造線抽出部００７は、セグメントデータを細線化することで構造線を抽出する。

血管芯線抽出部００８は、構造線上の点を含む血管と直交する平面で血管をスライスし、該血管の断面を求め、さらにその血管の断面に内接する内接円を求める。そして、血管芯線抽出部００８は、求めた内接円の中心の点を集めることで血管芯線を生成する。血管芯線抽出部００８は求めた血管芯線を血管芯線保存部１０３に保存する。

端点情報作成部００６は、作成され血管芯線上の点のうち隣接する点が一つだけである点を端点として抽出する。そして、端点情報作成部００６は、端点の位置座標の情報及び端点から３ボクセル以内にある血管芯線上の点（以下では、単に「近傍の点」という。）の位置座標を血管芯線抽出部００８から取得する。また、端点情報作成部００６は、端点と隣接する点の差分を求めることで、端点における方向ベクトルを算出する。また、端点情報作成部００６は、ボリュームデータ保存部１０１から近傍の点における画素値を取得する。さらに、端点情報作成部００６は、血管芯線抽出部００８が求めた内接円を基に近傍の点における血管径を取得する。そして、端点情報作成部００６は、取得した近傍の点における画素値及び血管径の平均値を求める。

端点情報作成部００６は、端点の位置情報、端点における方向ベクトル、近傍の点における画素値の平均値、及び近傍の点における血管径の平均値を端点情報保存部１０４に保存する。この様に端点以外の点の画素値や血管径を用いる理由は、画素値や血管径の場合端点自体での値が正常撮像部に比較して不正確になっていることあり、端点における適切な画素値や血管径とはいえないため、補間箇所選択部０１０において、補間のための比較に使用するのに不適切な場合があるからである。

ここで、本実施形態では、端点の近傍における平均的な画素値及び血管径の値を取得するため、近傍の点における画素値と血管径の平均値をとっている。これは他の値でもよく、例えば、中央値や最大値を使用してもよい。また、本実施形態では、複数の点を画素値や血管径の算出に用いている。これは、端点の近傍にある端点以外の点であればよく、例えば、３ボクセル離れた位置にある点の画素値や血管径を使用してもよい。さらに、本実施形態では３ボクセル以内の点としたが、これは端点の近傍の点であればよく、例えば、２ボクセル以内や４ボクセル以内でもよい。

補間箇所選択部０１０は、端点間の距離の閾値、端点における方向ベクトルが成す外角の閾値、近傍の点における画素値の平均値の差の閾値、及び近傍の点における血管径の平均値の差の閾値を予め記憶している。補間箇所選択部０１０は、端点情報保存部１０４から、端点の位置情報、端点における方向ベクトル、近傍の点における画素値の平均値、及び近傍の点における血管径の平均値を取得する。補間箇所選択部０１０は、取得した端点の位置情報、端点における方向ベクトル、近傍の点における画素値の平均値、及び近傍の点における血管径の平均値と、あらかじめ記憶している閾値とを比較する。そして、補間箇所選択部０１０は、すべての閾値以内に収まる２つの端点の組を補間箇所として抽出する。

補間部００９は、血管芯線保存部１０３に保存されている血管芯線のデータを基に、補間箇所選択部０１０が抽出した端点の組の間の補間箇所における血管芯線をスプライン補間などを用いて補間する。

補間部００９は、補間対象抽出部０１１から血管壁を補間する対象となる血管芯線の情報の入力を受ける。補間部００９は、入力された血管芯線を有する血管の補間箇所における近傍の点の血管径の平均値を端点情報保存部１０４から取得する。補間部００９は、取得した近傍の点の血管径の平均値を基に、血管芯線上の距離に応じた線形補間を行うことで、該補間箇所の血管壁の補間を行う。ここで、本実施形態において血管壁の補間を行うのに近傍の点の平均値を使用するのは正確な血管の画像を得るためである。なぜなら、端点自体での血管径の値が正常撮像部に対してはっきりせず不正確な値となることがある。そのため、近傍の点の値を利用することにより、そのような不正確な値を基に血管で補正した画像を用いた治療計画や治療支援によって間違って血管を傷つける危険を軽減することができる。

また、本実施形態では、端点付近における平均的な血管壁の値で血管壁の補間するために近傍の点における血管径の平均値を使用している。これは、他の値でもよく、例えば、近傍の点における中間値や最大値を使用してもよい。さらに、端点の値が不正確であることから、補間において端点の値の使用を回避すればよいのであれば、端点から３ボクセル離れた点における血管径を使用してもよい。さらに、本実施形態では３ボクセル以内の点としたが、これは端点の近傍の点であればよく、例えば、２ボクセル以内や４ボクセル以内でもよい。

さらに、本実施形態では血管壁の補間に内接円を使用しているが、該補間には実際の血管形状を使用してもよい。その場合、補間部００９は、血管壁抽出部００５から近傍の点における血管形状から平均的な血管形状を求めたものを取得し、その血管形状を用いて血管壁の補間を行うことになる。

補間部００９は、補間した血管壁のデータを血管壁保存部１０５に補間する。

補間対象抽出部０１１は、操作者から重要領域及び開始点の入力を受ける。補間対象抽出部０１１は、補間部００９が補間した血管芯線の中から開始点から重要領域に繋がる血管芯線を抽出する。補間対象抽出部０１１は、抽出した血管芯線を補間部００９へ出力する。

表示制御部０１２は、血管壁保存部１０５に保存されている補間された血管壁のデータ及びボリュームデータ保存部１０１に保存されている血管のデータを基に、補間された血管の画像を作成し、表示部０１３に表示させる。

以上で説明したように、本実施形態に係るＭＲＩ画像診断装置は、端点の近傍の点における画素値や血管径を使用して血管芯線の補間や血管の補間を行う構成である。これにより、端点における画素値や血管径の値が不正確な場合でも、ほぼ正確な血管の補間を行うことができる。したがって、本実施形態に係るＭＲＩ画像診断装置で生成した血管画像を使用することで、治療計画や治療支援をより正確に行うことが可能となる。

また、本実施形態では、より正確な血管の画像を生成するために補間箇所の選択、及び血管壁の補間の何れにおいても近傍の点の画素値及び血管径を使用して補間を行っているが、どちらか一方においてのみ近傍の点の画素値及び血管径を使用して補間を行う構成でも、本実施形態に係るＭＲＩ画像診断装置は動作可能である。

〔第３の実施形態〕
以下、この発明の第３の実施形態に係るＭＲＩ画像診断装置について説明する。本実施形態に係るＭＲＩ画像診断装置は、補間をおこなった血管壁の場所を他の血管壁とは識別可能な状態で画像表示することが第１の実施形態と異なるものである。そこで、以下では主に補間した血管壁の識別について説明する。本実施形態に係るＭＲＩ画像診断装置におけるブロック図も第１の実施形態と同様に図１で表わされる。また、本実施形態において、特に説明なく第１の実施形態と同一の符合が付されている機能部は同一の機能を有するものである。

補間部００９は、補間箇所選択部０１０が選択した補間箇所に、端点情報保存部１０４に保存されている端点情報を基に血管芯線を補間する。さらに、補間部００９は、血管芯線の補間した部分のデータに補間したことを示すフラグを付す。

さらに、補間部００９は、補間対象抽出部０１１が抽出した血管壁を補間する対象となる血管芯線を有する血管に対し、端点情報保存部１０４の血管径を基に、血管壁を補間する。さらに、補間部００９は、血管壁の補間した部分のデータに補間したことを示すフラグを付す。ここで、どの血管壁が補間した血管壁かを検索する方法としては、例えば、補間の元となった血管芯線上の点に補間したことを示すフラグが付いているものを補間した血管壁と判断する方法である。

補間部００９は、補間したことを示すフラグが付いた血管壁のデータを血管壁保存部１０５に保存する。

表示制御部０１２は、正常撮像部位と、補間した血管芯線及び血管壁の部分（すなわち、血管の偽欠損の部分）とを、不透明度や色などが異なる設定で表示部０１３に表示させる。例えば、図１１は補間した部分の血管壁の色を異ならせた画像の一例の図である。図１１に示すように、正常撮像部にあたる血管芯線４００ａ及び血管芯線４００ｂと、補間した部分に当たる血管芯線４００ｄとの色を異ならせて血管の画像が表示されている。この様にすることで、どの部分が補間した血管にあたるかを容易に把握することができる。

以上で説明してように、本実施形態に係るＭＲＩ画像診断装置においては、正常部位と補間した部分との不透明度や色などを異ならせた画像を表示することができる。これにより、操作者はどの部分が補間された部分かを容易に把握することが可能となる。したがって、撮影条件などにより偽欠損の血管を誤検出した場合などに、操作者がご検出した個所であると判断することが容易になる。

本発明に係るＭＲＩ画像診断装置のブロック図 スキャン部の詳細なブロック図 構造線の抽出を説明するための図 内接円の中心の求め方を説明するための図 血管芯線及び端点の求め方を説明するための図 補間箇所選択部による端点における閾値との比較を説明するための図 補間対象とする血管の抽出を説明するための図 開始点から重要領域へ繋がる血管の抽出領域の制限を説明するための図 血管壁の補間を説明するための図 本実施形態に係るＭＲＩ画像診断装置における血管画像生成のフローチャートの図 補間した部分の血管壁の色を異ならせた画像の一例の図

符号の説明

００１ スキャン部
００２ 再構成部
００３ 血管抽出部
００４ セグメントデータ作成部
００５ 血管壁抽出部
００６ 端点情報作成部
００７ 構造線抽出部
００８ 血管芯線抽出部
００９ 補間部
０１０ 補間箇所選択部
０１１ 補間対象抽出部
０１２ 表示制御部
０１３ 表示部
０１４ 入力部
０１５ ユーザインタフェース
１００ 記憶部
１０１ ボリュームデータ保存部
１０２ セグメントデータ保存部
１０３ 血管芯線保存部
１０４ 端点情報保存部
１０５ 血管壁保存部

Claims (8)

1. 静磁場中に置かれた被検体に傾斜磁場と高周波磁場とを印加し、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出するスキャン手段と、
   前記核磁気共鳴信号を基に画像を再構成しボリュームデータを生成する再構成手段と、
   前記ボリュームデータから血管を抽出する血管抽出手段と、
   前記抽出された血管の端点の位置及び該端点における前記血管の方向を含む端点情報を求める端点情報作成手段と、
   前記端点情報から補間箇所となる前記端点間を選択する補間箇所選択手段と、
   前記選択された前記端点間に血管壁を補間する補間手段と、
   前記ボリュームデータに補間された血管壁の情報を加えた画像を表示手段に表示させる表示制御手段と、
   を備えることを特徴とするＭＲＩ画像診断装置。
2. 前記血管抽出手段は、血管を表す画素値の閾値をあらかじめ記憶しており、前記ボリュームデータの画素値と前記閾値とを比較して血管を抽出し、
   さらに、３次元座標における前記抽出された血管の領域の画素値を１とし、他の領域の画素値を０としてあらわされるセグメントデータに変換する、
   ことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ画像診断装置。
3. 前記端点情報作成手段は、
   前記抽出された血管に対し細線化処理を行うことで構造線を求め、
   前記構造線上の画素を含み前記構造線に直交する断面における血管に内接する内接円を求め、
   前記内接円の中心を繋ぐことで、血管芯線を求め、
   前記血管芯線を基に端点の位置及び該端点における血管が向かう方向の方向ベクトルを求める、
   ことを特徴とする請求項１又は請求項２に記載のＭＲＩ画像診断装置。
4. 前記補間箇所選択手段は、
   ２つの端点における、端点間の距離、各端点における方向ベクトル、各端点もしくは各端点と隣接する点における輝度値、又は各端点もしくは各端点と隣接する点における血管径の１つ又はそれらの組み合わせが、予め記憶している閾値以下の場合に、前記２つの端点の間を補間箇所とする
   ことを特徴とする、請求項１乃至請求項３のいずれか一つに記載のＭＲＩ画像診断装置。
5. 前記補間手段は、
   前記補間箇所における血管芯線を補間し、
   端点近傍の血管壁を基に該血管芯線上の点に対応する血管壁を順次作成することで前記補間箇所における血管を補間する、
   ことを特徴とする請求項３又は請求項４のいずれか１つに記載のＭＲＩ画像診断装置。
6. 前記補間手段が前記血管芯線を補間した後に、前記ボリュームデータにおける特定領域の指定及び血管上の開始点の指定を受けて、前記開始点と前記特定領域とを接続する前記血管芯線を有する血管を前記血管壁の補間の対象として抽出する補間対象抽出手段をさらに備え、
   前記補間手段は、前記血管壁の補間の対象として抽出された血管に対し血管の補間を行う、
   ことを特徴とする請求項５に記載のＭＲＩ画像診断装置。
7. 前記表示制御手段は、前記補間された血管壁の画像と前記ボリュームデータに基づく画像とを識別可能に表示することを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１つに記載のＭＲＩ画像診断装置。
8. 静磁場中に置かれた被検体に傾斜磁場と高周波磁場とが印加され、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出するスキャン段階と、
   前記核磁気共鳴信号を演算処理して画像を再構成しボリュームデータを生成する再構成段階と、
   前記ボリュームデータから血管を抽出する血管抽出段階と、
   前記抽出された血管の端点の位置及び血管の方向を含む端点情報を求める端点情報作成段階と、
   前記端点情報から補間箇所となる前記端点間を選択する補間箇所選択段階と、
   前記選択された補間箇所に血管壁を補間する補間段階と、
   前記ボリュームデータに補間された血管壁の情報を加えた画像を表示手段に表示させる表示制御段階と、
   を備えることを特徴とするＭＲ画像形成方法。