JP2011167408A - 肝機能診断装置、ｍｒｉ装置、および肝機能診断方法 - Google Patents

Abstract

【課題】ガドキセト酸ナトリウムを有効成分とする造影剤を用いてＭＲＩ装置で撮影した肝臓の撮影画像から、より容易に肝臓の診断が可能となるようなデータを作成および表示する。
【解決手段】ＭＲＩ装置が、被検者の撮影画像群に基づいて、所定期間内の各時刻ｔにおける血管内の造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）、および、所定期間内の各時刻ｔにおける複数の部位のそれぞれの内部の造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）を算出し、算出した複数の部位の各々について、各時刻ｔにおける当該部位の内部の造影剤の濃度Ｃｈ（ｔ）と上記血管内の造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）から、２コンパートメントモデルの係数Ｋ１、ｋ２を算出し、係数Ｋ１、ｋ２に基づくＫ１画像およびＫ１／ｋ２画像を画像表示装置に表示させる。
【選択図】図１６

Description

本発明は、肝機能診断装置、ＭＲＩ装置、および肝機能診断方法に関するものである。

従来、肝臓の造影に優れたＭＲＩ用造影剤として、ガドキセト酸ナトリウム（Ｇｄ−ＥＯＢ−ＤＴＰＡ）を有効成分とする造影剤（バイエル薬品株式会社のＥＯＢプリモビスト（登録商標））が知られている。この造影剤（以下、単にＥＯＢという）は、被検者への投与後に特異的に正常な肝臓に集積する特徴があるので、正常な肝と正常でない肝を区別するイメージング製剤として有用である。

このＥＯＢを用いた肝臓の診断方法は、以下のようなものであった。まず被検者にＥＯＢを投与し、その後、ＭＲＩ装置を用いて被検者の肝臓を所定期間撮影する。撮影された画像の枚数は、肝臓のスライス枚数×撮影回となる。読影者は、これら多数の撮影画像を見て、肝臓の各部におけるＥＯＢの集積度合の時間変化を読み取り、その上で、肝臓に異常があるか、肝臓中のどの部位に異常があるかを判断する。

市原隆他、磁気共鳴医学（Magnetic Resonance in Medicine）、（米国）、ワイリーインターサイエンス社（Wiley InterScience）、２００９年９月、第６２巻、第３号、第３７３〜３８３頁

しかし、上記のような方法では、読影者が撮影画像の経時的変化を把握しなければならないため、読み取る撮影画像の枚数が膨大になる。その結果、読影者の負担が増大すると共に、定量的な判断が困難となり、客観的な判断が困難となっていた。

本発明は上記点に鑑み、ＥＯＢを用いてＭＲＩ装置で撮影した肝臓の撮影画像から、より容易に肝臓の診断が可能となるようなデータを作成および表示することを目的とする。

上記目的を達成するための請求項１に記載の発明は、投与後正常肝細胞に特異的に取り込まれ、さらに肝細胞から毛細血管へ排泄される造影剤が投与された被検者（１１）の肝臓の複数の部位と、前記肝臓に血液を注ぐ血管と、を対象として所定期間繰り返し撮影された、核磁気共鳴イメージングによる撮影画像群を取得する取得手段（１１０）と、取得された前記撮影画像群に基づいて、前記所定期間内の各時刻ｔにおける前記血管内の前記造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）、および、前記所定期間内の各時刻ｔにおける前記肝臓の前記複数の部位のそれぞれの内部の前記造影剤の濃度Ｃｈ（ｔ）を算出する濃度算出手段（１１５〜１５５）と、前記複数の部位の各々について、前記各時刻ｔにおける当該部位の内部の前記造影剤の濃度Ｃｈ（ｔ）と前記血管内の前記造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）を、特許請求の範囲の数８のように規定する２コンパートメントモデルに適用することで、前記数８の時間ｔに依存しない係数Ｋ１を算出する係数算出手段（１６０）と、算出された前記複数の部位の各々の前記係数Ｋ１に基づく情報を前記画像表示装置（３３）に表示させる表示制御手段（１６５、１７０、１８０）と、を備えた肝機能診断装置である。

このように、肝機能診断装置が、被検者（１１）の撮影画像群に基づいて、所定期間内の各時刻ｔにおける血管内の造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）、および、所定期間内の各時刻ｔにおける複数の部位のそれぞれの内部の造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）を算出し、算出した複数の部位の各々について、各時刻ｔにおける当該部位の内部の造影剤の濃度Ｃｈ（ｔ）と上記血管内の造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）から、２コンパートメントモデルの係数Ｋ１を算出し、係数Ｋ１に基づく情報を画像表示装置（３３）に表示させる。

発明者の検討および実験によれば、このような係数Ｋ１は、被検者（１１）の肝臓の状態を表す有用な情報を含んだ量である。したがって、このような時間に依存しない係数Ｋ１を算出してそれに基づいた情報を表示することで、従来のように複数の撮影画像の時間変化を見て診断する場合に比べ、より容易に肝臓の診断が可能となる。

また、請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の発明の係数Ｋ１を、比Ｋ１／ｋ２に置き換えたものである。発明者の検討および実験によれば、このような比Ｋ１／ｋ２は、被検者（１１）の肝臓の状態を表す有用な情報を含んだ量である。したがって、このような時間に依存しない係数Ｋ１／ｋ２を算出してそれに基づいた情報を表示することで、従来のように複数の撮影画像の時間変化を見て診断する場合に比べ、より容易に肝臓の診断が可能となる。

また、請求項３に記載の発明は、請求項１に記載の肝機能診断装置において、前記係数算出手段（１６０）は、前記数１を積分することで得られる特許請求の範囲の数１０、数１１、数１２、に従って、前記所定期間内の各時刻ｔの前記数１１のＸ（ｔ）および前記数１２のＹ（ｔ）の組を算出し、前記複数の時刻ｔの前記Ｘ（ｔ）および前記Ｙ（ｔ）の組のうち、時刻ｔの最も遅いものから遡って一部の複数組のみを抽出し、その抽出した複数組を用いて、直線回帰で前記係数Ｋ１を算出することを特徴とする。また、請求項４に記載の発明は、請求項３に記載の発明の係数Ｋ１を、比Ｋ１／ｋ２に置き換えたものである。

これらのように、（Ｘ（ｔ），Ｙ（ｔ））の点のうち、特定の複数組のみを抽出するのは、被検者（１１）への投与後のＥＯＢの分布特性を利用して、より正確に肝臓の状態を検出するためである。すなわち、造影剤は図２に例示した通り、投与後まずダイナミック造影相４１において非特異的に分布し、その後肝細胞造影相４２において正常肝細胞に特異的に取り込まれる。したがって、正常な肝細胞と異常な肝細胞とが区別できるような２コンパートメントモデルの性質は、肝細胞造影相４２になって初めて現れ、それ以前のダイナミック造影相４１の段階では、別の性質を持つ２コンパートメントモデルの性質が現れている。

そこで、上述のように、複数の（Ｘ（ｔ），Ｙ（ｔ））の組のうち、撮影時刻の最も遅い点から遡って一部の複数組のみを抽出し、その抽出した複数組を用いて直線回帰で係数Ｋ１またはＫ１／ｋ２を算出することで、肝細胞造影相４２において初めて現出するコンパートメントモデル、すなわち、正常な肝細胞と異常な肝細胞とが区別できるような２コンパートメントモデルの、パラメータＫ１またはＫ１／ｋ２を精度よく算出することができる。

また、請求項５に記載の発明は、請求項１または３に記載の画像表示制御装置において、前記表示制御手段（１６５、１７０、１８０）は、算出された前記複数の部位の各々の前記係数Ｋ１に基づく量を、前記複数の部位と同じ配置で並べた二次元画像を、前記画像表示装置（３３）に表示させることを特徴とする。また、請求項６に記載の発明は、請求項５に記載の発明の係数Ｋ１を、比Ｋ１／ｋ２に置き換えたものである。このように、肝臓の各部と同じ配置の二次元画像として、係数Ｋ１または比Ｋ１／ｋ２を表すことで、より作業者にとって解析がより容易になる。

また、請求項７、８に記載のように、請求項１、２に記載の発明の特徴は、ＭＲＩ装置の発明の特徴としても捉えることができる。また、請求項９、１０に記載のように、請求項１、２に記載の発明の特徴は、肝機能診断方法の発明の特徴としても捉えることができる。

なお、上記および特許請求の範囲における括弧内の符号は、特許請求の範囲に記載された用語と後述の実施形態に記載される当該用語を例示する具体物等との対応関係を示すものである。

本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置１の構成図である。 ＥＯＢ投与タイミングとダイナミック造影相４１、肝細胞造影相４２を示す図である。 ＭＲＩ装置によって撮影される撮影画像群の模式図である。 本実施形態で用いる２コンパートメントモデルの概念図である。 解析・表示制御処理のフローチャートである。 プリ画像中の門脈部４３を示す図である。 ＥＯＢ投与前後の門脈内の画素の値（信号強度）Ａ０、Ａ（ｔ）を示すグラフである。 門脈内のＥＯＢ濃度Ｃｈ（ｔ）と肝臓の一部位内のＥＯＢ濃度Ｃａ（ｔ）を示すグラフである。 造影画像中の肝臓領域Ｈを示す図である。 ＥＯＢ投与前後の肝臓内の画素の値（信号強度）Ｈ０（ｎ，ｉ，ｊ）、Ｈ（ｎ，ｉ，ｊ，ｔ）を示すグラフである。 グラフプロット法による係数Ｋ１、ｋ２算出処理のフローチャートである。 現実の被検者の造影画像を用いて算出した（Ｘ（ｔ），Ｙ（ｔ））をプロットしたグラフである。 正常な肝臓についてのカラー表示のＫ１画像５２およびＫ１／ｋ２画像５３を概念的に表した図である。 異常な肝臓についてのカラー表示のＫ１画像５６およびＫ１／ｋ２画像５７を概念的に表した図である。 正常な肝臓についてのグレースケール表示のＫ１画像およびＫ１／ｋ２画像である。 正常な肝臓についてのグレースケール表示のＫ１画像およびＫ１／ｋ２画像である。

以下、本発明の一実施形態について説明する。図１に、本実施形態に係るＭＲＩ装置１（肝機能診断装置の一例にも相当する）の全体構成を示す。このＭＲＩ装置１は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して周知の核磁気共鳴イメージングにより被検者１１の断層画像を得るもので、センサ・アクチュエータ部２および制御・表示部３を備えている。

センサ・アクチュエータ部２は、主マグネット２１、傾斜磁場コイル２２、傾斜磁場電源２３、シーケンサ２４、送信系回路２５、および受信系回路２６を備えている。主マグネット２１は、被検者１１の周りにその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるための永久磁石等の静磁場発生器である。

傾斜磁場コイル２２は、主マグネット２１の磁場空間内に設置され、Ｘ、Ｙ、Ｚの三軸方向に巻かれたコイル群であり、上記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生させるための傾斜磁場発生器である。傾斜磁場電源２３は、傾斜磁場コイル２２を駆動する装置である。傾斜磁場電源２３は、後述するシーケンサ２４からの命令に従ってそれぞれの傾斜磁場コイル２２を駆動することにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを被検者１１に印加するようになっている。この傾斜磁場の加え方により被検者１１に対するスライス面を設定することができる。

シーケンサ４は、上記被検者１１の生体内の原子の原子核（具体的にはプロトン）に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加するもので、制御・表示部３の制御に従って動作し、被検者１１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を、傾斜磁場電源２３、送信系回路２５、および受信系回路２６に出力するようになっている。

送信系回路２５は、被検者１１の生体内の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を照射するもので、高周波発振器２５ａ、変調器２５ｂ、高周波増幅器２５ｃ、および送信側の高周波コイル２５ｄとから成る。主マグネット２１の磁場空間内に設置された高周波発振器２５ａから出力された高周波パルスは、シーケンサ２４の命令にしたがって変調器２５ｂで振幅変調され、この振幅変調された高周波パルスは高周波増幅器２５ｃで増幅された後に被検者１１に近接して配置された送信側高周波コイル２５ｄに供給されることにより、電磁波が上記被検者１１に照射されるようになっている。

受信系回路２６は、被検者１１の生体内の原子核の核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル２６ａ、増幅器２６ｂ、直交位相検波器２６ｃ、およびＡ／Ｄ変換器２６ｄとから成り、送信側高周波コイル２５ｄから照射された電磁波による被検者１１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被検者１１に近接して配置された受信側高周波コイル２６ａで検出され、増幅器２６ｂで増幅された後、シーケンサ２４からの指令によるタイミングで直交位相検波器２６ｃにより直交する二系統の信号に分割され、それぞれがＡ／Ｄ変換器２６ｄでディジタル量に変換されて、制御・表示部３に送られる。

制御・表示部３は、各種データ処理と処理結果の表示および保存等を行うもので、Ｉ／Ｏ３１、操作部３２、画像表示装置３３、ＲＡＭ３４、ＲＯＭ３５、ＨＤＤ３６、ＣＰＵ３７を備えている。

Ｉ／Ｏ３１は、シーケンサ２４、Ａ／Ｄ変換器２６ｄとＣＰＵ３７との間の信号の授受を媒介するインターフェース回路である。操作部３２は、マウス、キーボード等の、ユーザの操作を受け付け、受け付けた操作に応じた信号をＣＰＵ３７に出力する装置である。この操作部３２は画像表示装置３３に近接して配置され、操作者が傾斜磁場電源２３を見ながら傾斜磁場コイル２２を通してインタラクティブにＭＲＩ装置１の各種作動を制御することができる。画像表示装置３３は、ＣＰＵ３７からの制御に従って画像をユーザに表示する装置である。

ＲＡＭ３４は、ＣＰＵ３７の作業用の揮発性記憶領域であり、ＲＯＭ３５は、ＣＰＵ３７が実行するプログラム等が記録された不揮発性の記憶媒体である。ＨＤＤ３６は、ＣＰＵ３７が実行するプログラム、および後述する撮影画像群等のデータが記録される不揮発性の磁気記憶媒体である。なお、ＨＤＤ３６に代えて、他の書き込み可能な不揮発性記憶媒体（例えば、フラッシュメモリ）を用いてもよい。

ＣＰＵ３７（制御回路の一例に相当する）は、ＲＯＭ３５またはＨＤＤ３６に記録されたプログラムを実行することで、後述する各種処理を実現する制御回路である。ＣＰＵ３７がプログラムを実行して実現する処理としては、撮影制御処理３７ａ、解析・表示制御処理３７ｂ等がある。

撮影制御処理３７ａは、センサ・アクチュエータ部２を制御して、被検者１１の肝臓および肝臓の周囲の部分（スラブ）を核磁気共鳴イメージングによってスライス毎に撮影し、この核磁気共鳴イメージングによって作成されたスライス毎の撮影画像（すなわち断層画像）を、ＨＤＤ３６に記録する処理である。

より詳しくは、撮影制御処理３７ａにおいて被検者１１の上記スラブを１回撮影する際、ＣＰＵ３７は、シーケンサ２４を制御することで、送信側高周波コイル２５ｄにＲＦパルス３０１を照射させると同時に、スラブを選択する傾斜磁場を傾斜磁場コイル２２に印加させ、スラブを励起した後、位相エンコード方向の傾斜磁場とスライス方向の傾斜磁場を傾斜磁場コイル２２に印加させ、エコー信号をＡ／Ｄ変換器２６ｄから取得する。この場合、例えば、スライス方向の傾斜磁場を固定して位相エンコード方向の傾斜磁場を順次変更するループ（内ループ）の終了後、スライス方向の傾斜磁場を変更して再度位相エンコード方向の傾斜磁場を順次変更し、以後、同様にスライス方向の傾斜磁場を順次変更させながら内ループを繰り返し、最終的に全ての位相エンコード方向の傾斜磁場とスライス方向の傾斜磁場を組み合わせた３次元データのセットをＡ／Ｄ変換器２６ｄから取得する。

そしてＣＰＵ３７は、Ａ／Ｄ変換器２９から出力されたこのようなデータに対して３次元のフーリエ変換を行うことで、被検者１１のスライス毎の撮影画像のデータを作成し、このように作成した撮影画像のデータをＨＤＤ３６に記録する。

本実施形態においては、このようなＣＰＵ３７の撮影制御処理３７ａにより、ＭＲＩ装置１が、作業者の操作に従って、被検者１１の肝臓全体（記肝臓に血液を注ぐ門脈を含む）を撮影対象のスラブとして、上記の撮影を、所定期間の間複数回繰り返し実行する。

より具体的には、図２に示すように、まず、被検者１１に造影剤が投与されていない状態で、作業者が操作部３２に対して所定の撮影操作を行うことで、ＣＰＵ３７の撮影制御処理３７ａによって、スラブの撮影が１回行われる。この造影剤の投与前の撮影によってＣＰＵ３７が取得しＨＤＤ３６に記録されるスライス毎の撮影画像を、それぞれプリ画像という。

続いて作業者は、被検者１１に対して造影剤を静注する。ここで用いる造影剤は、常磁性のガドキセト酸ナトリウム（Ｇｄ−ＥＯＢ−ＤＴＰＡ）を有効成分とする造影剤（バイエル薬品株式会社のＥＯＢプリモビスト（登録商標））である。

ガドキセト酸ナトリウムを有効成分とする造影剤（以下、単にＥＯＢという）は、投与後早期は従来の細胞外液性造影剤と同様に血管内および細胞間隙に非特異的に分布し、２０分程度の時間経過後は、正常肝細胞に存在するトランスポータを介して特異的に正常肝細胞に取り込まれ、さらに肝細胞から毛細血管へ排泄されるという性質を有している。このような特性のＥＯＢを利用することで、正常な肝と正常でない肝とを区別することができる。

投与後からＥＯＢが非特異的に分布する段階を、ダイナミック造影相４１といい、ＥＯＢが正常肝細胞に特異的に取り込まれている段階を、肝細胞造影相４２という。図２に示すように、肝細胞造影相４２は、ＥＯＢ投与後４分程度で始まる。

被検者１１にＥＯＢを静注した後、作業者は、操作部３２に対して所定の連続撮影開始操作を行い、ＣＰＵ３７は、その操作に応じて、センサ・アクチュエータ部２を制御して撮影制御処理３７ａにより、所定間隔（例えば、２分間隔）でスラブの撮影および撮影画像の記録を実行する。この繰り返し撮影は、ダイナミック造影相４１および肝細胞造影相４２を含むよう、所定期間（例えば、２０分より長い時間、より具体的には３２分）継続する。以下、ＥＯＢ投与後に撮影された撮影画像を、造影画像という。

図３に、上記のような撮影によってＨＤＤ３６に記録された撮影画像群（プリ画像群および造影画像群）を模式的に示す。撮影画像は、１回のスラブの撮影におけるスライスの枚数に、スラブの撮影回数を乗算した枚数だけ記録される。

撮影画像中の各画素の値は、その撮影画像が撮影された時刻ｔにおける、当該画素部分の原子核（具体的にはプロトン）の密度を表している。したがって、ＨＤＤ３６に記録された撮影画像には、各撮影時刻ｔにおける肝臓の各部位中の原子核の密度、および肝臓に血液を注ぐ門脈内における血液の原子核の密度の情報が含まれている。

このように、ＣＰＵ３７は、撮影制御処理３７ａを実行することで、ＥＯＢが被検者１１に投与された後の所定期間に受信系回路２６から取得されたデータに基づいて、被検者１１の肝臓の複数の部位および肝臓に血液を注ぐ門脈の、当該所定期間内の各撮影時刻ｔにおける撮影画像群を作成し、作成した撮影画像群をＨＤＤ３６に記録する。

撮影制御処理３７ａによる撮影および記録が終了すると、続いてＣＰＵ３７は、作業者の操作部３２に対する解析開始操作に応じて、解析・表示制御処理３７ｂの実行を開始する。

解析・表示制御処理３７ｂは、撮影制御処理３７ａによってＨＤＤ３６に記録された撮影画像群を用いて、被検者１１の肝臓の状態を定量化して画像表示装置３３に表示させる処理である。

本願発明者は、この定量化のために２コンパートメントモデル解析を用いることを着想した。図４に、本実施形態で用いる２コンパートメントモデルを概念的に示す。この２コンパートメントは、肝臓に血液を注ぐ門脈のコンパートメント５と、肝臓中の一部位６のコンパートメントから成る。

門脈５内部の血液中のＥＯＢの濃度（単位体積当たりのＥＯＢの個数。時間ｔに依存する。）をＣａ（ｔ）とし、肝臓中の一部位６中のＥＯＢ濃度（肝細胞、肝臓毛細血管、および肝臓間質中の単位質量当たりのＥＯＢの個数。同じく時間ｔに依存する。）をＣｈ（ｔ）と表すと、２コンパートメントモデルは、Ｃａ（ｔ）とＣｈ（ｔ）の間に以下の関係式を規定する。

この微分方程式中、係数Ｋ１（単位は［ｍｌ／ｓｅｃ／ｇ］）および係数ｋ２（単位は［１／ｓｅｃ］）は、時間に依存しない。本実施形態では、ＣＰＵ３７は、解析・表示制御処理３７ｂにおいて、ＨＤＤ３６に記録された撮影画像に基づいて決まるＣａ（ｔ）、Ｃｈ（ｔ）に基づき、上記２コンパートメントモデルを用いた２コンパートメントモデル解析を行うことで、肝臓中の各部について係数Ｋ１および係数ｋ２を算出し、算出した係数Ｋ１、ｋ２に基づく情報を画像表示装置３３に表示させる。この係数Ｋ１および係数ｋ２は、発明者の検討によれば、肝臓の状態を表す有用な情報を含んだ量である。この係数Ｋ１およびｋ２を表示に用いることの意義については後述する。

図５に、この解析・表示制御処理３７ｂのフローチャートを示す。ＣＰＵ３７は、解析・表示制御処理３７ｂにおいて、まずステップ１１０で、被検者１１の撮影画像群（プリ画像群および造影画像群）を、ＨＤＤ３６から読み出す。

続いてステップ１１５で、操作部３２に対する作業者の選択操作に従って、特定の１つのプリ画像中の特定の１つの領域を、ＲＯＩ（関心領域）として設定する。このとき作業者は、操作部３２を操作してプリ画像群のうち門脈を含むプリ画像を選択し、ＣＰＵ３７は選択されたプリ画像を画像表示装置３３に表示させ、さらに作業者は、図６に示すように、操作部３２を操作してこのプリ画像中の門脈部４３を指定し、ＣＰＵ３７はこの指定された門脈部４３をＲＯＩとして設定する。

続いてステップ１２０では、当該プリ画像中の設定したＲＯＩ内の画素の値（すなわち信号強度）を読み取り、この画素の値（画素が複数有ればその平均値）を、ベースラインＡ０としてＲＡＭ３４に記録する。

続いてステップ１２５では、すべてのプリ画像のすべての画素の値（すなわち信号強度）を読み出し、読み出した値のそれぞれを、ベースラインＨ０（ｎ，ｉ，ｊ）としてＲＡＭ３４に記録する。より具体的には、ｎ番目のスライスのプリ画像において、座標位置（ｉ，ｊ）の画素の値が、位置（ｎ，ｉ，ｊ）のベースラインＨ０（ｎ，ｉ，ｊ）としてＲＡＭ３４に記録される。

続いてステップ１３０では、門脈部の時間−信号曲線データＡ（ｔ）を算出する。時間−信号曲線データＡ（ｔ）は、図７の曲線４４上の各点のように、ＥＯＢ投与後の各撮影時刻ｔにおける造影画像中の門脈部の画素の値を表すデータである。したがって、例えばＡ（ｔ_ｉ）は、時刻ｔ_ｉにおいて撮影された造影画像中の門脈部に該当する画素の値を表す。なお、撮影時刻ｔにおける門脈の位置（すなわち、スライスおよび位置座標）は、ＲＯＩ４３が設定されたプリ画像と同じスライス、および当該プリ画像中のＲＯＩと同じ位置座標とする。

続いてステップ１３５では、図７に示すように、ステップ１３０で算出した門脈部の時間−信号曲線データＡ（ｔ）の各時刻ｔの値から、ステップ１２０で算出したベースラインＡ０（直線４５に相当する）を減算した結果を、時刻ｔの入力関数Ｃａ（ｔ）とする（図８参照）。この入力関数Ｃａ（ｔ）は、ＥＯＢ投与後の各撮影時刻ｔにおける、門脈内血液のＥＯＢ濃度に相当する。

ここで、ＣＰＵ３７は、このように算出した入力関数Ｃａ（ｔ）の値を、入力関数Ｃａ（ｔ）と造影剤濃度との関係が正確な比例関係になるよう、あらかじめ求められた補正式に基づいて補正するようになっていてもよい。具体的な補正の方法は、例えば非特許文献２に記載されているものを採用してもよい。

続いてステップ１４０では、造影画像のスライス範囲ＨＨを、操作部３２に対する作業者の選択操作に応じて設定する。この際、作業者の選択操作は、操作部３２を用いて、肝臓を含むスライスの範囲を選択する操作となる。

続いて、設定されたスライス範囲ＨＨ中のスライス毎に、ループＲ１内の処理を１回実行する。なお、ループＲ１内で対象とするスライスを、スライスｎという。ループＲ１内では、まずステップ１４５で、図９に示すように、対象とするスライスの造影画像に対して、肝臓の輪郭Ｈを、操作部３２に対する作業者の選択操作に応じて設定する。

続いて、設定された輪郭中の位置座標（ｉ，ｊ）毎に、ループＲ２内の処理を１回実行する。ループＲ２内では、まずステップ１５０で、スライスｎの位置座標（ｉ，ｊ）（例えば、図９の位置４６）の時間−信号曲線データＨ（ｎ，ｉ，ｊ，ｔ）を算出する。時間−信号曲線データＨ（ｎ，ｉ，ｊ，ｔ）は、図１０の曲線４７上の各点のように、ＥＯＢ投与後の各撮影時刻ｔにおけるスライスｎの造影画像中の位置（ｉ，ｊ）の画素の値を表すデータである。あるいは、位置（ｉ，ｊ）そのものの画素の値の代わりに、当該画素および当該画素の周囲８つの画素を含む３×３＝９個の画素の平均値を採用してもよい。

続いてステップ１５５では、図１０に示すように、ステップ１５０で算出した時間−信号曲線データＨ（ｎ，ｉ，ｊ，ｔ）の各時刻ｔの値から、ステップ１２５で算出したベースラインＨ０のうち、同じスライスｎおよび同じ位置座標（ｉ，ｊ）のベースラインＨ０（ｎ，ｉ，ｊ）（直線４８に相当する）を減算した結果を、時刻ｔの出力関数Ｃｈ（ｔ）とする（図８参照）。この出力関数Ｃｈ（ｔ）は、ＥＯＢ投与後の各撮影時刻ｔにおける、スライスｎの位置座標（ｉ，ｊ）における局所肝臓部位のＥＯＢ濃度に相当する。

ここで、ＣＰＵ３７は、このように算出した出力関数Ｃｈ（ｔ）の値を、出力関数Ｃｈ（ｔ）と造影剤濃度との関係が正確な比例関係になるよう、あらかじめ求められた補正式に基づいて補正するようになっていてもよい。具体的な補正の方法は、例えば非特許文献２に記載されているものを採用してもよい。

続いてステップ１６０では、算出した入力関数Ｃａ（ｔ）および出力関数Ｃｈ（ｔ）を数１のように規定される２コンパートメントモデルに適用して２コンパートメントモデル解析（回帰分析）を行うことで、係数Ｋ１および係数ｋ２を算出する。ここで計算される係数Ｋ１、ｋ２は、現在のスライスｎおよび位置座標（ｉ，ｊ）の部位における係数Ｋ１、ｋ２である。すなわち、係数Ｋ１、ｋ２は、局所係数である。

具体的には、入力関数Ｃａ（ｔ）および出力関数Ｃｈ（ｔ）を用いて非線形最小２乗法によって係数Ｋ１、ｋ２を算出してもよいし、グラフプロット法（直接積分線形最小２乗法ともいう）を用いて係数Ｋ１、ｋ２を算出してもよい。

以下、グラフプロット法を用いた算出について説明する。図１１に、グラフプロット法による係数Ｋ１、ｋ２算出処理のフローチャートを示す。グラフプロット法では、まずステップ２１０で、入力関数Ｃａ（ｔ）および出力関数Ｃｈ（ｔ）に基づいて、各撮影時刻ｔにおける値Ｘ（ｔ）および値Ｙ（ｔ）を算出する。ここで、造影画像の撮影回数はＮ回であったとする。したがって、Ｃａ（ｔ）、Ｃｈ（ｔ）の組もＮ個あり、Ｘ（ｔ）、Ｙ（ｔ）の組も、Ｎ個算出される。

ここでＸ（ｔ）、Ｙ（ｔ）の算出式は、それぞれ

となっている。ここでｔ＝０は、ＥＯＢの投与時点となっている。一方、２コンパートメントモデルの数１を時間積分すると

のようになり、この両辺を

で除算すると、

のような直線関係式を得ることができる。つまり、撮影画像群から算出されたＣａ（ｔ）、Ｃｈ（ｔ）が数１の２コンパートメントモデルに完全に合致しているならば、ステップ２１０で算出したＸ（ｔ）を横軸に、Ｙ（ｔ）を縦軸に取りプロットしたとき、それらプロットされた点を通る直線のＹ切片がＫ１となり、傾きが−ｋ２となる。ただし、実際には（Ｘ（ｔ），Ｙ（ｔ））をプロットした線が数１の２コンパートメントモデルに完全に合致した直線になることはほとんどない。

図１２に、現実の被検者１１を対象とした造影画像を用いて算出した（Ｘ（ｔ），Ｙ（ｔ））をプロットしたグラフを示す。このグラフ中、黒丸でプロットした点が、投与後早期のダイナミック造影相４１における（Ｘ（ｔ），Ｙ（ｔ））の点であり、白抜き丸でプロットした点が、肝細胞造影相４２における（Ｘ（ｔ），Ｙ（ｔ））の点である。

この図１２の例では、肝細胞造影相４２における（Ｘ（ｔ），Ｙ（ｔ））の点は、Ｋ＝０．１６、Ｋ１／ｋ２＝３．２５の直線４９に非常に高い精度で一致する。実際、これらの点を用いて直線回帰を行って直線４９を得た場合の決定係数Ｒ^２は、０．９２２５となった。

ステップ２１０に続いては、ステップ２２０で、作業用の変数ｉに１を代入し、続いてステップ２３０では、変数ｉを１だけインクリメントする。さらにステップ２４０では、Ｎ個の（Ｘ（ｔ），Ｙ（ｔ））の点のうち、撮影時刻の早い順から数えてＮ−ｉ番目からＮ番目までの点、すなわち、撮影時刻の最も遅いｉ個の点のみを抽出する。

続いてステップ２５０で、抽出したｉ個の点を用いた直線回帰分析により、図１２に示すような回帰直線４９のＹ切片Ｋ１および傾き−ｋ２を算出すると共に、直線回帰の決定係数（重相関係数の２乗）を算出する。決定係数が大きいほど、算出された回帰直線と、その回帰直線の算出に用いたｉ個の点との一致度が高い。

続いてステップ２６０では、決定係数がしきい値（例えば０．９）未満であるか否かを判定し、しきい値以上であれば再度ステップ２３０に進み、しきい値未満であればステップ２７０に進む。ステップ２７０では、直前のステップ２５０よりも１回前の直線回帰の結果得られたＹ切片Ｋ１および傾き−ｋ２に基づいて係数Ｋ１、ｋ２を算出する。

このようなステップ２１０〜２７０の処理を行うことで、ＣＰＵ３７は、各時刻のＣａ（ｔ）、Ｃｈ（ｔ）から算出される複数の（Ｘ（ｔ），Ｙ（ｔ））の組のうち、直線回帰を行ったときに決定係数がしきい値以上となる範囲で、撮影時刻の最も遅い点から遡って複数組のみを抽出し、その抽出した複数組を用いて直線回帰で係数Ｋ１、ｋ２を算出する。

このように、Ｎ個の（Ｘ（ｔ），Ｙ（ｔ））の点のうち、特定の点のみを抽出するのは、被検者１１への投与後のＥＯＢの分布特性を利用して、より正確に肝臓の状態を検出するためである。すなわち、ＥＯＢは図２に示した通り、投与後まずダイナミック造影相４１において非特異的に分布し、その後肝細胞造影相４２において正常肝細胞に特異的に取り込まれる。したがって、正常な肝細胞と異常な肝細胞とが区別できるような２コンパートメントモデルの性質は、肝細胞造影相４２になって初めて現れ、それ以前のダイナミック造影相４１の段階では、別の性質を持つ２コンパートメントモデルの性質が現れている。

実際、図１２に示すように、ダイナミック造影相４１の立ち上がり以後の期間５０における（Ｘ（ｔ）、Ｙ（ｔ））のＹ切片および傾きと、肝細胞造影相４２における（Ｘ（ｔ）、Ｙ（ｔ））のＹ切片および傾きとは、明確に異なる。

そこで、上述のように、複数の（Ｘ（ｔ），Ｙ（ｔ））の組のうち、直線回帰を行ったときに決定係数がしきい値以上となる範囲で、撮影時刻の最も遅い点から遡って複数組のみを抽出し、その抽出した複数組を用いて直線回帰で係数Ｋ１、ｋ２を算出することで、肝細胞造影相４２において初めて現出するコンパートメントモデル、すなわち、正常な肝細胞と異常な肝細胞とが区別できるような２コンパートメントモデルの、パラメータＫ１、ｋ２を精度よく算出することができる。

図５の処理のステップ１６０に続いては、ステップ１６５で、算出したＫ１の値を、Ｋ１画像の画素の値に代入する。Ｋ１画像は、撮影時の１スラブ中のスライスの数だけ作成される画像データである。そしてこのステップ１６５では、直前のステップ１６０でスライスｎの位置座標（ｉ，ｊ）に対して計算された係数Ｋ１を、当該スライスｎのＫ１画像の当該位置座標（ｉ，ｊ）の画素値に、代入する。

続いてステップ１７０では、算出したＫ１、ｋ２から比Ｋ１／ｋ２を算出し、算出した比Ｋ１／ｋ２を、Ｋ１／ｋ２画像の画素の値に代入する。Ｋ１／ｋ２画像も、撮影時の１スラブ中のスライスの数だけ作成される画像データである。そしてこのステップ１７０では、直前のステップ１６０でスライスｎの位置座標（ｉ，ｊ）に対して計算された係数Ｋ１、ｋ２の比Ｋ１／ｋ２を、当該スライスｎのＫ１画像の当該位置座標（ｉ，ｊ）の画素値に、代入する。

このように、Ｋ１画像、Ｋ１／ｋ２画像は、算出された肝臓の複数の部位の各々の係数Ｋ１および比Ｋ１／ｋ２を、複数の部位と同じ配置で並べた二次元画像である。

以上のようなスライスｎに対するループＲ２を肝臓内の位置座標（ｉ，ｊ）の組み合わせだけ繰り返し、さらに、ループＲ１をスライスの数だけ繰り返すことで、各スライスのＫ１画像およびＫ１／ｋ２画像が作成される。

ループＲ１が終了すると、続いてステップ１７５で、Ｋ１の総和Ｓを算出する。総和は、スライス範囲ＨＨ内のすべてのスライスについて、肝臓の範囲内のすべての位置座標について行う。

続いてステップ１８０では、作成したＫ１画像、Ｋ１／ｋ２画像、および算出したＫ１の総和Ｓのうち、作業者が操作部３２を用いて選択したものを画像表示装置３３に表示させる。総和Ｓを表示させる場合は、総和Ｓの数値をそのまま数字で画像表示装置３３に表示させればよい。

Ｋ１画像、Ｋ１／ｋ２画像を表示させる場合は、例えば、図１３に示すように、あるスライスのＫ１画像５２と、同じスライスのＫ１／ｋ２画像５３とを、一画面中に共に表示させ、作業者の操作部３２に対する送り操作に応じて、表示対象のスライスを変化させるようになっていてもよい。ここで、Ｋ１画像５２とＫ１／ｋ２画像５３は、カラー色分け表示で表されている。

カラー色分け表示を行う場合は、Ｋ１画像、Ｋ１／ｋ２画像の画素値（スカラー値）を色に変換する必要があるが、例えば、単色光の波長と色との関係に従って、大きい画素値ほど長い波長の色に対応するよう、画素値と色を対応付けてもよい。その際、色と画素値（＝Ｋ１）との対応関係を示すカラーバー５４、５５をＫ１画像５２とＫ１／ｋ２画像５３と共に表示するようになっていれば、作業者にとって色分けの意味が分かりやすい。

図１４も、図１３と同型式で表したＫ１画像５６およびＫ１／ｋ２画像５７である。ただし、図１３は、従来の診断方法で正常であると判断された肝臓の撮影画像を実際に解析して得たＫ１画像５２、Ｋ１／ｋ２画像５３であったのに対し、図１４は、従来の診断方法で肝硬変の疑いがあると判断された肝臓の撮影画像を実際に解析して得たＫ１画像５６、Ｋ１／ｋ２画像５７である。図１４の画像では、肝臓の右上部および左下部の画素のＫ１、Ｋ１／ｋ２が低いが、従来の診断方法でも、当該部位に異常があると診断されている。

このようにカラーでＫ１画像、Ｋ１／ｋ２画像を表した場合、正常と判断された肝臓と、異常と診断された肝臓の色が全く異なって見えるので、作業者にとっても正常、異常の判断が一目瞭然である。また、異常のある肝臓においても、正常な部分と異常な部分の色が全く異なって見えるので、異常部位の特定が容易である。

ここで、これらＫ１、Ｋ１／ｋ２、およびＫ１の総和Ｓの意味について説明する。上述の通り、係数Ｋ１、ｋ２は、２コンパートメントモデルの式

に従う係数である。この式において、係数Ｋ１は、門脈から肝臓の一部位への移動を律する定数であり、門脈を流れる血流のうち、門脈から当該肝部位へ入るＥＯＢを運ぶのに寄与した局所血流量、すなわち、有効肝血流量であると考えられる。そして、係数Ｋ１の肝臓全体に渡る総和Ｓは、門脈から肝臓全体へ入るＥＯＢを運ぶのに寄与した血流量を表すと考えられる。

また、係数ｋ２は、肝部位から毛細血管への移動を律する洗い出し係数である。仮にこの２コンパートメントモデルが平衡状態に達した場合、数７の左辺がゼロになるので、比Ｋ１／ｋ２は、平衡状態における門脈中の血液のＥＯＢ濃度に対する、肝臓の一部位のＥＯＢ濃度となる。すなわち比Ｋ１／ｋ２は、肝細胞対門脈内血液のＥＯＢの存在比［％］を表す分配定数であると考えられる。

以上のような係数Ｋ１、ｋ２の物理的意味合いと、ＥＯＢがトランスポータを介して正常な肝細胞に特異的に取り込まれるという性質に鑑みれば、肝臓の特定の部位の係数Ｋ１の値が高いほど、当該部位の機能は正常に近いと考えられ、また、肝臓のある部位の比Ｋ１／ｋ２の値が高いほど、当該部位の機能は正常に近いと考えられ、また、総和Ｓが大きいほど、肝臓全体の機能は正常に近いと考えられる。つまり、これらの量Ｋ１、Ｋ１／ｋ２、Ｓから、正常な肝細胞に存在するトランスポーターの量を定量的に評価できる
また、図１３、図１４のようにＫ１画像とＫ１／ｋ２画像をカラー表示するのではなく、図１５、図１６に示すようにＫ１画像とＫ１／ｋ２画像をグレースケールで表示してもよい。この場合、例えば、Ｋ１またはＫ１／ｋ２の値が大きいほど、画素の輝度を高くする。

図１５は、従来の診断方法で正常であると判断された肝臓の撮影画像を実際に解析して得たＫ１画像、Ｋ１／ｋ２画像であり、図１６は、従来の診断方法で肝硬変の疑いがあると判断された肝臓の撮影画像を実際に解析して得たＫ１画像、Ｋ１／ｋ２画像である。図１５と図１６を比較すると、図１６の方が全体的に暗い印象を受けるので、従来の診断方法による所見と合致している。また、図１６の画像では、肝臓の右上部および左下部の画素のＫ１、Ｋ１／ｋ２が低いが、従来の診断方法でも、当該部位に異常があると診断されている。

なお、上述の実際の被験者を対象とした撮影においては、ＭＲＩ装置１として、ＧＥ横河メディカルシステム社製の「ＳＩＧＮＡ Ｅｘｃｉｔｅ ＨＤｘ １．５Ｔ」を用い、使用コイルは８ｃｈ Ｂｏｄｙ Ａｒｒａｙであり、撮像シーケンスはＬＡＶＡ法（ＦＯＶ＝４００ｍｍ、マトリクス＝３２０×１９０、スライス厚＝４．４ｍｍ、ＴＲ／ＴＥ＝１．９／４．０ｍｓ、ＦＡ＝１２ｄｅｇ、ＲＢＷ＝６２．５ｋＨｚ）を採用した。

以上説明した通り、本実施形態のＭＲＩ装置１は、被検者１１の撮影画像群に基づいて、所定期間内の各時刻ｔにおける血管内の造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）、および、所定期間内の各時刻ｔにおける複数の部位のそれぞれの内部の造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）を算出し、算出した複数の部位の各々について、各時刻ｔにおける当該部位の内部の造影剤の濃度Ｃｈ（ｔ）と上記血管内の造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）から、２コンパートメントモデルの係数Ｋ１、ｋ２を算出し、係数Ｋ１、ｋ２に基づく情報を画像表示装置３３に表示させる。

上述の通り、発明者の検討および実験によれば、このような係数Ｋ１は、被検者１１の肝臓の状態を表す有用な情報を含んだ量である。したがって、このような時間に依存しない係数Ｋ１、ｋ２を算出してそれに基づいた情報を表示することで、従来のように複数の撮影画像の時間変化を見て診断する場合に比べ、より容易かつ客観的に肝臓の診断が可能となる。また、肝臓の各部と同じ配置の二次元画像として、係数Ｋ１または比Ｋ１／ｋ２を表すことで、作業者にとって解析がより容易になる。

なお、上記実施形態では、ＣＰＵ３７が、撮影制御処理３７ａを実行することで撮影制御手段（３７ａ）の一例として機能し、図５のステップ１１０を実行することで取得手段（１１０）の一例として機能し、ステップ１１５〜１５５を実行することで濃度算出手段（１１５〜１５５）の一例として機能し、ステップ１６０を実行することで係数算出手段（１６０）の一例として機能し、ステップ１６５、１７０、１８０を実行することで表示制御手段の一例として機能する。

（他の実施形態）
以上、本発明の実施形態について説明したが、本発明の範囲は、上記実施形態のみに限定されるものではなく、本発明の各発明特定事項の機能を実現し得る種々の形態を包含するものである。

例えば、上記実施形態においては、出力関数Ｃａ（ｔ）として、門脈内のＥＯＢ濃度Ｃａ（ｔ）を採用したが、門脈内のＥＯＢ濃度の代わりに、肝動脈内のＥＯＢ濃度を採用してもよい。肝動脈も、門脈と同じく肝臓に血液を注ぐ血管であるので、上述のような２コンパートメントモデル解析が有効となる。

また、上記実施形態は、造影剤として、ガドキセト酸ナトリウムを有効成分とする造影剤が用いられていたが、ガドキセト酸ナトリウムを有効成分とする造影剤以外でも、投与後正常肝細胞に特異的に取り込まれ、さらに肝細胞から毛細血管へ排泄される造影剤ならば、どのような造影剤を用いても、同じ解析手法を用いることができる。

また、上記実施形態においてＭＲＩ装置１は、係数Ｋ１、ｋ２の両方を算出し、さらに、Ｋ１画像、Ｋ１／ｋ２画像、およびＫ１の総和Ｓを表示するようになっているが、かならずしもこれらすべてを表示する機能を有しておらずともよい。例えば、Ｋ１画像のみを表示するようになっていてもよいし、総和Ｓのみを表示するようになっていてもよい。これらの場合は、係数Ｋ１、ｋ２のうち、係数Ｋ１のみを算出すれば足りる。また、Ｋ１／ｋ２画像のみを表示するようになっていてもよい。この場合は、係数Ｋ１、ｋ２ではなく、比Ｋ１／ｋ２のみを算出すれば足りる。

また、Ｋ１画像の各画素は、その画素におけるＫ１の値のみならず、Ｋ１に基づいた値（例えば、Ｋ１が増加するほど増加するＫ１の単調増加関数）であってもよい。また同様に、Ｋ１／ｋ２画像の各画素は、その画素におけるＫ１／ｋ２の値のみならず、Ｋ１／ｋ２に基づいた値（例えば、Ｋ１／ｋ２が増加するほど増加するＫ１の単調増加関数）であってもよい。また、総和Ｓは、Ｋ１に基づいた量（例えば、Ｋ１が増加するほど増加するＫ１の単調増加関数）の総和Ｓ’であってもよいし、その総和Ｓ’に基づいた値（例えば、Ｓ’が増加するほど増加するＳ’の単調増加関数）であってもよい。

つまり、表示するのは、Ｋ１に基づいた、よくＫ１を反映する情報、または、Ｋ１／ｋ２に基づいた、よくＫ１／ｋ２を反映する情報であれば、どのようなものであってもよい。

また、上記実施形態においては、ＭＲＩ装置１が肝機能診断装置の一例として挙げられているが、肝機能診断装置は、必ずしもＭＲＩ装置１のような構成でなくともよい。例えば、肝機能診断装置は、上述のＭＲＩ装置１からセンサ・アクチュエータ部２を省いた制御・表示部３だけで成り立つような装置（例えば、ワークステーション、パーソナルコンピュータ）であってもよい。その場合、被検者１１の撮影画像群は、他のＭＲＩ装置で撮影されたものを、通信または持ち運び可能な記憶媒体（ＵＳＢメモリ等）を介してＨＤＤ３６に記録すればよい。このような場合、肝機能診断装置は、撮影制御処理３７ａを実行する必要はなく、解析・表示制御処理３７ｂのみを実行できればよい。

また、上記の実施形態において、ＣＰＵ３７がプログラムを実行することで実現している各機能は、それらの機能を有するハードウェア（例えば回路構成をプログラムすることが可能なＦＰＧＡ）を用いて実現するようになっていてもよい。

１ ＭＲＩ装置
２ センサ・アクチュエータ部
３ 制御・表示部３
５ 門脈
６ 肝臓中の一部位
１１ 被検者
３３ 画像表示装置
３７ ＣＰＵ
３７ａ 撮影制御処理
３７ｂ 解析・表示制御処理
４１ ダイナミック造影相
４２ 肝細胞造影相
４３ ＲＯＩ
４９ 回帰直線
５２、５６ Ｋ１画像
５３、５７ Ｋ１／ｋ２画像

Claims (10)

1. 投与後正常肝細胞に特異的に取り込まれ、さらに肝細胞から毛細血管へ排泄される造影剤が投与された被検者（１１）の肝臓の複数の部位と、前記肝臓に血液を注ぐ血管と、を対象として所定期間繰り返し撮影された、核磁気共鳴イメージングによる撮影画像群を取得する取得手段（１１０）と、
   取得された前記撮影画像群に基づいて、前記所定期間内の各時刻ｔにおける前記血管内の前記造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）、および、前記所定期間内の各時刻ｔにおける前記肝臓の前記複数の部位のそれぞれの内部の前記造影剤の濃度Ｃｈ（ｔ）を算出する濃度算出手段（１１５〜１５５）と、
   前記複数の部位の各々について、前記各時刻ｔにおける当該部位の内部の前記造影剤の濃度Ｃｈ（ｔ）と前記血管内の前記造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）を、
   のように規定する２コンパートメントモデルに適用することで、前記数８の時間ｔに依存しない係数Ｋ１を算出する係数算出手段（１６０）と、
   算出された前記複数の部位の各々の前記係数Ｋ１に基づく情報を前記画像表示装置（３３）に表示させる表示制御手段（１６５、１７０、１８０）と、を備えた肝機能診断装置。
2. 投与後正常肝細胞に特異的に取り込まれ、さらに肝細胞から毛細血管へ排泄される造影剤が投与された被検者（１１）の肝臓の複数の部位と、前記肝臓に血液を注ぐ血管と、を対象として所定期間繰り返し撮影された、核磁気共鳴イメージングによる撮影画像群を取得する取得手段（１１０）と、
   取得された前記撮影画像群に基づいて、前記所定期間内の各時刻ｔにおける前記血管内の前記造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）、および、前記所定期間内の各時刻ｔにおける前記肝臓の前記複数の部位のそれぞれの内部の前記造影剤の濃度Ｃｈ（ｔ）を算出する濃度算出手段（１１５〜１５５）と、
   前記複数の部位の各々について、前記各時刻ｔにおける当該部位の内部の前記造影剤の濃度Ｃｈ（ｔ）と前記血管内の前記造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）を、
   のように規定する２コンパートメントモデルに適用することで、前記数９の時間ｔに依存しない係数Ｋ１の、前記数２の時間ｔに依存しない係数ｋ２に対する比Ｋ１／ｋ２を算出する係数算出手段（１６０）と、
   算出された前記複数の部位の各々の前記比Ｋ１／ｋ２に基づく情報を前記画像表示装置（３３）に表示させる表示制御手段（１６５、１７０、１８０）と、を備えた肝機能診断装置。
3. 前記係数算出手段（１６０）は、
   前記数１を積分することで得られる
   に従って、前記所定期間内の各時刻ｔの前記数１１のＸ（ｔ）および前記数１２のＹ（ｔ）の組を算出し、前記複数の時刻ｔの前記Ｘ（ｔ）および前記Ｙ（ｔ）の組のうち、時刻ｔの最も遅いものから遡って一部の複数組のみを抽出し、その抽出した複数組を用いて、直線回帰で前記係数Ｋ１を算出することを特徴とする請求項１に記載の肝機能診断装置。
4. 前記係数算出手段（１６０）は、
   前記数２を積分することで得られる
   に従って、前記所定期間内の各時刻ｔの前記数１４のＸ（ｔ）および前記数１５のＹ（ｔ）の組を算出し、前記複数の時刻ｔの前記Ｘ（ｔ）および前記Ｙ（ｔ）の組のうち、時刻ｔの最も遅いものから遡って一部の複数組のみを抽出し、その抽出した複数組を用いて、直線回帰で前記比Ｋ１／ｋ２を算出することを特徴とする請求項２に記載の肝機能診断装置。
5. 前記表示制御手段（１６５、１７０、１８０）は、算出された前記複数の部位の各々の前記係数Ｋ１に基づく量を、前記複数の部位と同じ配置で並べた二次元画像を、前記画像表示装置（３３）に表示させることを特徴とする請求項１または３に記載の画像表示制御装置。
6. 前記表示制御手段（１６５、１７０、１８０）は、算出された前記複数の部位の各々の前記比Ｋ１／ｋ２に基づく量を、前記複数の部位と同じ配置で並べた二次元画像を、前記画像表示装置（３３）に表示させることを特徴とする請求項２または４に記載の画像表示制御装置。
7. 被検者（１１）の周りに静磁場を発生させるための静磁場発生器（２１）と、
   前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生させるための傾斜磁場発生器（２２）と、
   前記被検者（１１）の生体内の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を照射する送信系回路（２５）と、
   前記核磁気共鳴によって前記被検者（１１）から発生するＮＭＲ信号を検出し、前記ＮＭＲ信号に基づいたデータを出力する受信系回路（２６）と、
   記憶媒体（３４〜３６）と、
   画像表示装置（３３）と、
   制御回路（３７）と、を備え、
   前記制御回路（３７）は、
   投与後正常肝細胞に特異的に取り込まれ、さらに肝細胞から毛細血管へ排泄される造影剤が前記被検者（１１）に投与された後の所定期間に前記受信系回路（２６）から取得された前記データに基づいて、前記被検者（１１）の肝臓の複数の部位および前記肝臓に血液を注ぐ血管の、前記所定期間内の各時刻ｔにおける撮影画像群を作成して前記記憶媒体（３４〜３６）に記録する撮影制御手段（３７ａ）と、
   前記撮影制御手段によって前記記憶媒体（３４〜３６）に記録された前記撮影画像群を取得する取得手段（１１０）と、
   取得された前記撮影画像群に基づいて、前記所定期間内の各時刻ｔにおける前記血管内の前記造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）、および、前記所定期間内の各時刻ｔにおける前記肝臓の前記複数の部位のそれぞれの内部の前記造影剤の濃度Ｃｈ（ｔ）を算出する濃度算出手段（１１５〜１５５）と、
   前記複数の部位の各々について、前記各時刻ｔにおける当該部位の内部の前記造影剤の濃度Ｃｈ（ｔ）と前記血管内の前記造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）を、
   のように規定する２コンパートメントモデルに適用することで、前記数１６の時間ｔに依存しない係数Ｋ１を算出する係数算出手段（１６０）と、
   算出された前記複数の部位の各々の前記係数Ｋ１に基づく情報を前記画像表示装置（３３）に表示させる表示制御手段（１６５、１７０、１８０）と、を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
8. 被検者（１１）の周りに静磁場を発生させるための静磁場発生器（２１）と、
   前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生させるための傾斜磁場発生器（２２）と、
   前記被検者（１１）の生体内の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を照射する送信系回路（２５）と、
   前記核磁気共鳴によって前記被検者（１１）から発生するＮＭＲ信号を検出し、前記ＮＭＲ信号に基づいたデータを出力する受信系回路（２６）と、
   記憶媒体（３４〜３６）と、
   画像表示装置（３３）と、
   制御回路（３７）と、を備え、
   前記制御回路（３７）は、
   投与後正常肝細胞に特異的に取り込まれ、さらに肝細胞から毛細血管へ排泄される造影剤が前記被検者（１１）に投与された後の所定期間に前記受信系回路（２６）から取得された前記データに基づいて、前記被検者（１１）の肝臓の複数の部位および前記肝臓に血液を注ぐ血管の、前記所定期間内の各時刻ｔにおける撮影画像群を作成して前記記憶媒体（３４〜３６）に記録する撮影制御手段（３７ａ）と、
   前記撮影制御手段によって前記記憶媒体（３４〜３６）に記録された前記撮影画像群を取得する取得手段（１１０）と、
   取得された前記撮影画像群に基づいて、前記所定期間内の各時刻ｔにおける前記血管内の前記造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）、および、前記所定期間内の各時刻ｔにおける前記肝臓の前記複数の部位のそれぞれの内部の前記造影剤の濃度Ｃｈ（ｔ）を算出する濃度算出手段（１１５〜１５５）と、
   前記複数の部位の各々について、前記各時刻ｔにおける当該部位の内部の前記造影剤の濃度Ｃｈ（ｔ）と前記血管内の前記造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）を、
   のように規定する２コンパートメントモデルに適用することで、前記数１７の時間ｔに依存しない係数Ｋ１を算出する係数算出手段（１６０）と、
   算出された前記複数の部位の各々の前記係数Ｋ１に基づく情報を前記画像表示装置（３３）に表示させる表示制御手段（１６５、１７０、１８０）と、を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
9. 投与後正常肝細胞に特異的に取り込まれ、さらに肝細胞から毛細血管へ排泄される造影剤が投与された被検者の肝臓の複数の部位および前記肝臓に血液を注ぐ血管を対象として所定期間繰り返し撮影された、核磁気共鳴イメージングによる撮影画像群を取得する処理を肝機能診断装置（３）に行わせる取得手順（１１０）と、
   取得された前記撮影画像群に基づいて、前記所定期間内の各時刻ｔにおける前記血管内の前記造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）、および、前記所定期間内の各時刻ｔにおける前記肝臓の前記複数の部位のそれぞれの内部の前記造影剤の濃度Ｃｈ（ｔ）を算出する処理を前記肝機能診断装置（３）に行わせる濃度算出手順（１１５〜１５５）と、
   前記複数の部位の各々について、前記各時刻ｔにおける当該部位の内部の前記造影剤の濃度Ｃｈ（ｔ）と前記血管内の前記造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）を、
   のように規定する２コンパートメントモデルに適用することで、前記数１８の時間ｔに依存しない係数Ｋ１を算出する処理を肝機能診断装置（３）に行わせる係数算出手順（１６０）と、
   算出された前記複数の部位の各々の前記係数Ｋ１に基づく情報を前記画像表示装置（３３）に表示させる処理を前記肝機能診断装置（３）に行わせる表示制御手順（１６５、１７０、１８０）と、を備えた肝機能診断方法。
10. 投与後正常肝細胞に特異的に取り込まれ、さらに肝細胞から毛細血管へ排泄される造影剤が投与された被検者の肝臓の複数の部位および前記肝臓に血液を注ぐ血管を対象として所定期間繰り返し撮影された、核磁気共鳴イメージングによる撮影画像群を取得する処理を肝機能診断装置（３）に行わせる取得手順（１１０）と、
    取得された前記撮影画像群に基づいて、前記所定期間内の各時刻ｔにおける前記血管内の前記造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）、および、前記所定期間内の各時刻ｔにおける前記肝臓の前記複数の部位のそれぞれの内部の前記造影剤の濃度Ｃｈ（ｔ）を算出する処理を前記肝機能診断装置（３）に行わせる濃度算出手順（１１５〜１５５）と、
    前記複数の部位の各々について、前記各時刻ｔにおける当該部位の内部の前記造影剤の濃度Ｃｈ（ｔ）と前記血管内の前記造影剤の濃度Ｃａ（ｔ）を、
    のように規定する２コンパートメントモデルに適用することで、前記数１９の時間ｔに依存しない係数Ｋ１の、前記数２の時間ｔに依存しない係数ｋ２に対する比Ｋ１／ｋ２を算出する処理を前記肝機能診断装置（３）に行わせる係数算出手順（１６０）と、
    算出された前記複数の部位の各々の前記比Ｋ１／ｋ２に基づく情報を前記画像表示装置（３３）に表示させる処理を前記肝機能診断装置（３）に行わせる表示制御手順（１７５、１８０）と、を備えた肝機能診断装置。