JP2018027154A - 磁気共鳴イメージング装置及び医用画像処理装置 - Google Patents

Abstract

【課題】被検体内に存在する流体が停滞し易い部位を簡易に推定すること。【解決手段】撮像制御回路３７は、被検体内の撮像部位を対象とするＭＲ撮像を実行してＭＲ信号を収集する。再構成回路３３は、ＭＲ信号に基づいて複数の時相に関する複数のＭＲ画像を再構成する。画像処理回路３５は、位置合わせ機能３５１、指標値算出機能３５３及びマッピング画像生成機能３５５を有する。位置合わせ機能３５１の実行により画像処理回路３５は、複数の時相に関する複数のＭＲ画像を位置合わせする。指標値算出機能３５３の実行により画像処理回路３５は、位置合わせされた複数のＭＲ画像の各画素の信号値に基づいて、当該撮像部位内の流体の挙動を示す流体挙動指標値を算出する。マッピング画像生成機能３５５の実行により画像処理回路３５は、流体挙動指標値が各画素に割り当てられたマッピング画像を生成する。表示回路４１は、マッピング画像を表示する。【選択図】 図１

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置及び医用画像処理装置に関する。

血栓は、虚血性心疾患や脳梗塞、肺動脈血栓塞栓症など、主に循環器系疾患と呼ばれる疾患の重要な要因である。体内に発生した血栓は、重要な臓器を栄養する終動脈を閉塞させ、血流を遮断することにより下流の組織を壊死させる。血栓の発生過程において痛みなどの症状を伴うことがない。そのため、本人の気づかないうちに血栓が発生し、症状が現れる時には既に重篤な状態になっていることが多い。

血栓は超音波を用いた頸動脈の評価や、ＣＴやＭＲを用いた造影検査の中で偶然発見されるケースが多く、未だ血栓発見のための確立した診断手法がない状態である。血栓はサイズが小さく、コントラストも淡いため、周囲組織との差が分かりづらく、画像処理で血栓を抽出することは困難である。結果的に血栓を精度よく抽出する技術については確実な方法が確立されていない。血栓が発生し易い部位の抽出方法としては、計算流体力学を用いて血流動態から求める手法が考えられるが、手間と時間がかかるため、ルーチンに組み込んで用いることは困難である。

特開２０１４−１００２４９号公報 特開２０１４−７９３１２号公報 特開２０１１−１３１０４１号公報

Marco Razeto, James Matthews, Saad Masood, Jill Steel, Kazumasa Arakita, "Accurate Registration of Coronary Arteries for Volumetric CT Digital Subtraction Angiography", Proc. of SPIE Vol. 8768, 876834-1-6, ICGIP 2012 Qiulin Tang, Beshan Chiang, Akinola Akinyemi, Alexander Zamyatin, Bibo Shi, Satoru Nakanishi. "A combined local and global motion estimation and compensation method for cardiac CT", Proc. SPIE 9033, Medical Imaging 2014 Maria Iatrou, Jed D. Pack, Roshni Bhagalia, Dirk Beque, John Seamans, "Coronary Artery Motion Estimation and Compensation: a Feasibility Study" 2010 IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record, M14-158, 2819-2821

実施形態の目的は、被検体内に存在する流体が停滞し易い部位を簡易に推定可能な磁気共鳴イメージング装置及び医用画像処理装置を提供することにある。

本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、被検体内の撮像部位を対象とするＭＲ撮像を実行しＭＲ信号を収集するＭＲ撮像部と、前記ＭＲ信号に基づいて複数の時相に関する複数のＭＲ画像を再構成する再構成部と、前記複数の時相に関する前記複数のＭＲ画像を位置合わせする位置合わせ部と、前記位置合わせされた複数のＭＲ画像の各画素の信号値に基づいて、前記撮像部位内の流体の挙動を示す流体指標値を算出する算出部と、前記流体指標値が各画素に割り当てられたマッピング画像を生成する画像生成部と、前記マッピング画像を表示する表示部と、を具備する。

図１は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成を示す図である。 図２は、本実施形態に係るシステム制御回路の制御により行われる血流停滞評価の典型的な流れを示す図である。 図３は、本実施形態に係る血流停滞評価に係る、心臓の主要構造を模式的に表す切断断面（４ｃｈ）を示す図である。 図４は、ステップＳ２において画像処理回路により行われる位置合わせを模式的に示す図である。 図５は、本実施形態に係る表示回路により調節される流体挙動指標値と色値との関係を示す図である。 図６は、ステップＳ５において表示回路により表示されるマッピング画像の表示例を示す図である。 図７は、ステップＳ５において表示回路により表示される、停滞領域の強調表示例を示す図である。 図８は、本実施形態に係る医用画像処理装置の構成を示す図である。

以下、図面を参照しながら本実施形態に係わる磁気共鳴イメージング装置及び医用画像処理装置を説明する。

図１は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成を示す図である。図１に示すように、磁気共鳴イメージング装置は、架台１、寝台３、機械制御器５及びホストＰＣ７を有する。例えば、架台１と寝台３とは検査室に設置され、機械制御器５は検査室に隣接する機械室に設置され、ホストＰＣ７は検査室と機械室とに隣接する制御室に設置される。架台１は、被検体Ｏが挿入されるボアが形成された、ＭＲ撮像機構を有する装置である。寝台３は、被検体Ｏが載置される天板を移動自在に支持する装置である。機械制御器５は、ＭＲ撮像を行うために架台１を作動する各種機械機器である。機械制御器５は、傾斜磁場電源２１、送信回路２３及び受信回路２５を有する。ホストＰＣ７は、磁気共鳴イメージング装置の中枢として機能するコンピュータ装置である。ホストＰＣ７は、機械制御器５と通信可能に接続されている。ホストＰＣ７は、システム制御回路３１、再構成回路３３、画像処理回路３５、撮像制御回路３７、撮像条件決定回路３９、表示回路４１、入力回路４３及び主記憶回路４５を有する。

図１に示すように、架台１は、静磁場磁石１１と傾斜磁場コイル１３とを有する。静磁場磁石１１と傾斜磁場コイル１３とは架台１の筐体１ａに収容されている。架台１の筐体１ａには中空形状を有するボア１ｂが形成されている。架台１のボア１ｂ内にはＲＦコイル1５が配置される。

静磁場磁石１１は、中空の略円筒形状を有し、略円筒内部に静磁場を発生する。静磁場磁石１１としては、例えば、永久磁石、超伝導磁石または常伝導磁石等が使用される。ここで、静磁場磁石１１の中心軸をＺ軸に規定し、Ｚ軸に対して鉛直に直交する軸をＹ軸と呼び、Ｚ軸に水平に直交する軸をＸ軸と呼ぶことにする。Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸は、直交３次元座標系を構成する。

傾斜磁場コイル１３は、静磁場磁石１１の内側に取り付けられ、中空の略円筒形状に形成されたコイルユニットである。傾斜磁場コイル１３は、傾斜磁場電源２１からの電流の供給を受けて傾斜磁場を発生する。より詳細には、傾斜磁場コイル１３は、互いに直交するＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸に対応する３つのコイルを有する。当該３つのコイルは、Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸の各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を形成する。Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸の各軸に沿う傾斜磁場は合成されて互いに直交するスライス選択傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇｅ及びリードアウト傾斜磁場Ｇｒが所望の方向に形成される。これら傾斜磁場は、静磁場に重畳されて被検体Ｏに印加される。スライス選択傾斜磁場Ｇｓは、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード傾斜磁場Ｇｅは、空間的位置に応じてＭＲ信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じてＭＲ信号の周波数を変化させるために利用される。なお、以下の説明においてスライス選択傾斜磁場Ｇｓの傾斜方向はＺ軸、位相エンコード傾斜磁場Ｇｅの傾斜方向はＹ軸、リードアウト傾斜磁場Ｇｒの傾斜方向はＸ軸であるとする。

傾斜磁場電源２１は、撮像制御回路３７からのシーケンス制御信号に従い傾斜磁場コイル１３に電流を供給する。傾斜磁場電源２１は、傾斜磁場コイル１３に電流を供給することにより、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向及びＺ軸方向の傾斜磁場を傾斜磁場コイル１３により発生させる。当該傾斜磁場は、静磁場磁石１１により形成された静磁場に重畳されて被検体Ｏに印加される。

ＲＦコイル1５は、筐体１ａ内の傾斜磁場コイル１３の内側に配置され、送信回路２３からＲＦパルスの供給を受けて高周波磁場を発生する。また、ＲＦコイル1５は、高周波磁場の作用を受けて被検体Ｏ内に存在する対象原子核から発せられる磁気共鳴信号（以下、ＭＲ信号と呼ぶ）を受信する。ＲＦコイル1５は、ＭＲ信号を受信可能な複数の受信コイルエレメントを有する。受信されたＭＲ信号は、有線又は無線を介して受信回路２５に供給される。

なお、上記のＲＦコイル１５は、送受信兼用のタイプであるとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。送信専用のＲＦコイルと受信専用のＲＦコイルが設けられても良い。また、ＲＦコイル１５を送信専用に用い、撮影部位に特化した受信専用のＲＦコイルが被検体に装着されても良い。

図１に図示しないが、ＲＦコイル1５は、並列的に実装された複数の受信チャネルを有している。受信チャネルは、ＭＲ信号を受信する受信コイルエレメント及びＭＲ信号を増幅する増幅器等を有している。ＭＲ信号は、受信チャネル毎に出力される。受信チャネルの総数と受信コイルエレメントの総数とは同一であっても良いし、受信チャネルの総数が受信コイルエレメントの総数に比して多くても良いし、少なくても良い。

送信回路２３は、被検体Ｏ内に存在する対象原子核を励起するための高周波磁場を、ＲＦコイル1５を介して被検体Ｏに送信する。対象原子核としては、典型的には、プロトンが用いられる。具体的には、送信回路２３は、撮像制御回路３７による制御に従って、対象原子核を励起するための高周波信号（ＲＦ信号）をＲＦコイル1５に供給する。ＲＦコイル1５から発生された高周波磁場は、対象原子核に固有の共鳴周波数で振動し、対象原子核を励起させる。励起された対象原子核からＭＲ信号が発生され、ＲＦコイル1５により検出される。検出されたＭＲ信号は、受信回路２５に供給される。

受信回路２５は、励起された対象原子核から発生されるＭＲ信号をＲＦコイル1５を介して受信する。受信回路２５は、受信されたアナログのＭＲ信号を信号処理してデジタルのＭＲ信号を発生する。デジタルのＭＲ信号は、デジタルのＭＲ信号と呼ばれる。デジタルのＭＲ信号は、有線又は無線を介して再構成回路３３に供給される。

架台１に隣接して寝台３が設置される。寝台３は、天板をＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸各々に沿って移動可能に支持する。寝台３内には寝台駆動装置（図示せず）が収容される。寝台駆動装置は、撮像制御回路３７からの制御を受けて天板を移動する。寝台駆動装置としては、例えば、サーボモータやステッピングモータ等の如何なるモータが用いられても良い。

図１に示すように、撮像制御回路３７は、機械制御器５に収容されている。撮像制御回路３７は、ハードウェア資源として、ＣＰＵ（Central Processing Unit）あるいはＭＰＵ（Micro Processing Unit）のプロセッサとＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭ（Random Access Memory）等のメモリとを有する。撮像制御回路３７は、システム制御回路３１から供給されるパルスシーケンス情報に基づいて、撮像条件決定回路３９により決定された撮像条件に対応するシーケンス制御信号を傾斜磁場電源２１、送信回路２３、受信回路２５及び寝台３に供給し、当該シーケンス制御信号に対応するパルスシーケンスで被検体Ｏを撮像する。本実施形態に係る撮像制御回路３７は、予め設定された撮像部位の時系列画像を収集するために、当該撮像部位を時系列で撮像するＭＲシネ撮像を実行する。本実施形態に係るＭＲシネ撮像は、被検体内に存在する流体が分布している部位が対象である。撮像対象としての流体は、血液や髄液等、体内で停滞する可能性のある体液であれば如何なる流体であっても良い。例えば、流体として血液を解析する場合、本実施形態に係る撮像部位としては心臓が挙げられる。また、流体として脳脊髄液を解析する場合、本実施形態に係る撮像部位としては脊髄が挙げられる。本実施形態に係るＭＲシネ撮像は、血流の可視化が目的であるのでＭＲＡ（MR Angiography）のプロトコルにより行われると良い。血流が描出されるのであれば、造影剤の注入下において行われても良いし、造影剤を注入することなしに行われても良い。非造影のＭＲＡとしては、例えば、ＴＯＦ（Time Of Flight）法やＰＣ（Phase Contrast）法が挙げられる。

再構成回路３３は、ハードウェア資源として、ＣＰＵやＧＰＵ（Graphical processing unit）、ＭＰＵ等のプロセッサとＲＯＭやＲＡＭ等のメモリとを有する。再構成回路３３は、受信回路２５からのデジタルのＭＲ信号に基づいて、撮像部位が描出されたＭＲ画像を再構成する。例えば、再構成回路３３は、デジタルのＭＲ信号に、位相エンコード軸及び周波数エンコード軸に関して２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ）を実行することによりＭＲ画像を再構成する。ＭＲ画像には、受信回路２５からのＭＲ信号に基づく信号値が割り当てられる。本実施形態に係る再構成回路３３は、ＭＲシネ撮像において受信回路２５により収集されたデジタルのＭＲ信号に基づいて時系列のＭＲ画像を再構成する。時系列のＭＲ画像は、複数の時相に関する複数のＭＲ画像から構成される。なお再構成回路３３は、再構成機能を実現する特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）やフィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（Field Programmable Logic Device：ＦＰＧＡ）、他の複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）により実現されても良い。

画像処理回路３５は、ハードウェア資源として、ＣＰＵ、ＧＰＵ、ＭＰＵ等のプロセッサとＲＯＭやＲＡＭ等のメモリとを有する。画像処理回路３５は、再構成回路３３により再構成された複数の時相に関する複数のＭＲ画像に種々の画像処理を施す。画像処理回路３５は、本実施形態に係る画像処理プログラムを実行することにより位置合わせ機能３５１、指標値算出機能３５３、マッピング画像生成機能３５５及び停滞領域特定機能３５７を実現する。なお、画像処理回路３５は、位置合わせ機能３５１、指標値算出機能３５３、マッピング画像生成機能３５５及び停滞領域特定機能３５７を実現可能なＡＳＩＣやＦＰＧＡ、ＣＰＬＤ、ＳＰＬＤにより実現されても良い。

位置合わせ機能３５１の実行により画像処理回路３５は、再構成回路３３により再構成された、複数の時相に関する複数のＭＲ画像を位置合わせする。

指標値算出機能３５３の実行により画像処理回路３５は、位置合わせ機能３５１により位置合わせされた複数のＭＲ画像の各画素の信号値に基づいて、撮像部位内の流体の挙動を示す指標値（以下、流体挙動指標値と呼ぶ）を算出する。

マッピング画像生成機能３５５の実行により画像処理回路３５は、指標値算出機能３５３により算出された流体挙動指標値が各画素に割り当てられた画像（以下、マッピング画像と呼ぶ）を生成する。

停滞領域特定機能３５７の実行により画像処理回路３５は、流体挙動指標値に基づいて、流体の停滞が疑われる画像領域（以下、停滞領域と呼ぶ）を特定する。停滞領域は、例えば、マッピング画像において強調される。

撮像条件決定回路３９は、ハードウェア資源として、ＣＰＵ、ＧＰＵ、ＭＰＵ等のプロセッサとＲＯＭやＲＡＭ等のメモリとを有する。撮像条件決定回路３９は、流体指標値に基づいて、上記ＭＲシネ撮像のためのプロトコルとは異なり、同一撮像部位を対象とする他のプロトコルの撮像条件を決定する。

表示回路４１は、種々の情報を表示する。例えば、表示回路４１は、再構成回路３３により再構成されたＭＲ画像や画像処理回路３５により生成されたマッピング画像を表示する。具体的には、表示回路４１は、表示インタフェース回路と表示機器とを有する。表示インタフェース回路は、表示対象を表すデータを映像信号に変換する。表示信号は、表示機器に供給される。表示機器は、表示対象を表す映像信号を表示する。表示機器としては、例えば、ＣＲＴディスプレイや液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、ＬＥＤディスプレイ、プラズマディスプレイ、又は当技術分野で知られている他の任意のディスプレイが適宜利用可能である。

入力回路４３は、具体的には、入力機器と入力インタフェース回路とを有する。入力機器は、ユーザからの各種指令を受け付ける。入力機器としては、キーボードやマウス、各種スイッチ等が利用可能である。入力インタフェース回路は、入力機器からの出力信号をバスを介してシステム制御回路３１に供給する。なお、入力回路４３は、マウス、キーボードなどの物理的な操作部品を備えるものだけに限らない。例えば、磁気共鳴イメージング装置とは別体に設けられた外部の入力機器から入力操作に対応する電気信号を受け取り、受け取った電気信号を種々の回路へ出力するような電気信号の処理回路も入力回路４３の例に含まれる。

主記憶回路４５は、種々の情報を記憶するＨＤＤ（hard disk drive）やＳＳＤ（solid state drive）、集積回路記憶装置等の記憶装置である。また、主記憶回路４５は、ＣＤ−ＲＯＭドライブやＤＶＤドライブ、フラッシュメモリ等の可搬性記憶媒体との間で種々の情報を読み書きする駆動装置等であっても良い。例えば、主記憶回路４５は、ＭＲ画像や本実施形態に係る血流停滞評価プログラム等を記憶する。

システム制御回路３１は、ハードウェア資源として、ＣＰＵあるいはＭＰＵのプロセッサとＲＯＭやＲＡＭ等のメモリとを有する。システム制御回路３１は、磁気共鳴イメージング装置の中枢として機能する。具体的には、システム制御回路３１は、主記憶回路４５に記憶されている血流停滞評価プログラムを読み出してメモリ上に展開し、展開されたプログラムに従って磁気共鳴イメージング装置の各部を制御する。

次に、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の動作について説明する。なお、以下の説明において、解析対象の流体は血流であり、撮像対象は心臓であるものとする。

図２は、本実施形態に係るシステム制御回路３１の制御により行われる血流停滞評価の典型的な流れを示す図である。図２に示すように、システム制御回路３１は、撮像制御回路３７にＭＲシネ撮像を行わせる（ステップＳ１）。ステップＳ１において撮像制御回路３７は、被検体Ｏの心臓に交差する撮像断面を対象とするＭＲシネ撮像を実行する。撮像断面としては、血流の停滞評価の対象部位に交差する断面に設定される。ＭＲシネ撮像によりＲＦコイル1５を介して収集されたＭＲ信号が受信回路２５によりアナログからデジタルに変換され、再構成回路３３によりデジタルのＭＲ信号に基づいて時系列のＭＲ画像が再構成される。

図３は、本実施形態に係る血流停滞評価に係る、心臓の主要構造を模式的に表す切断断面（４ｃｈ）を示す図である。図３に示すように、心臓は、右心房ＲＡ、右心室ＲＶ、左心房ＬＡ及び左心室ＬＶの４つの心腔に分けられる。右心房ＲＡは大静脈からの血液を右心室ＲＶに駆出する。右心房ＲＡと右心室ＲＶとの間には三尖弁ＴＶが形成され、三尖弁ＴＶは右心室ＲＶから右心房ＲＡへの血液の逆流を防ぐ。右心室ＲＶは、血液を肺動脈に駆出する。左心房ＬＡは、肺静脈からの血液を左心室ＬＶに駆出する。左心房ＬＡと左心室ＬＶとの間には僧帽弁ＭＶが形成され、僧帽弁ＭＶは左心室ＬＶから左心房ＬＡへの血液の逆流を防ぐ。左心室ＬＶは、大動脈ＡＯに血液を駆出する。左心室ＬＶと大動脈起始部との間には大動脈弁ＡＶが形成され、大動脈弁ＡＶは大動脈起始部から左心室ＬＶへの血液の逆流を防ぐ。左心房ＬＡの肺動脈基部には左心耳ＬＡＡが形成されている。左心耳ＬＡＡは、嚢状であり前方への突出を呈する。各心腔の壁は心筋により構成される。

血栓は血流が停滞している部位において発生し易いため。心臓の内部の場合、例えば、左心室ＬＶの先端部や左心耳ＬＡＡ内に好発する。従って、本実施形態に係る撮像断面としては、例えば、左心室長軸切断断面（２ｃｈ）や左心耳先端を含む断面に設定されると良い。

ステップＳ１が行われるとシステム制御回路３１は、画像処理回路３５に位置合わせ機能３５１を実行させる（ステップＳ２）。ステップＳ２において画像処理回路３５は、ステップＳ１において収集された複数の時相に関する複数のＭＲ画像を位置合わせする。処理対象のＭＲ画像は、ステップＳ１において収集された全てのＭＲ画像であっても良いし、当該全てのＭＲ画像のうちの１又は複数心拍分のＭＲ画像であっても良い。以下の実施形態においては１心拍分のＭＲ画像が処理されるものとする。なお、１心拍は複数の時相から構成される。本実施形態においては１心拍分の全ての時相のＭＲ画像が処理されても良いし、当該全ての時相から間引かれた複数の時相のＭＲ画像が処理されても良い。

図４は、ステップＳ２において画像処理回路３５により行われる位置合わせを模式的に示す図である。図４の横軸は時相であり、位置合わせ前のＭＲ画像ＭＩと位置合わせ後のＭＲ画像ＭＩとが時相軸に沿って並べて示されている。なお、図４に示す各ＭＲ画像ＭＩには、心臓に関する画像領域（以下、心臓領域と呼ぶ）ＲＣが描出されている。位置合わせ前においては、心臓の拍動に伴い心臓領域ＲＣの形態が時相毎に変化している。画像処理回路３５は、既存の位置合わせ法により複数のＭＲ画像ＭＩを位置合わせすれば良い。既存の位置合わせ法としては、例えば、非特許文献１及び２に示すような複数時相間の位置合わせ法や非特許文献３に示すようなポイント・マッチング法が用いられれば良い。

図４に示すように、何れの方法においても、画像処理回路３５は、まず、複数の時相θｎ（ｎは時相の番号を示す）のうちの基準時相を設定する。基準時相のＭＲ画像ＭＩは、位置合わせの基準に用いられる。基準時相は、入力回路４３等を介して任意の時相に設定可能である。図４においては時相θ０が基準時相に設定されている。基準時相θ０が設定されると画像処理回路３５は、基準時相θ０のＭＲ画像ＭＩに対して他の各時相θｎの各ＭＲ画像ＭＩを位置合わせする。具体的には、画像処理回路３５は、基準時相θ０のＭＲ画像ＭＩに処理対象画素を設定し、他の各時相θｎのＭＲ画像ＭＩにおいて、当該処理対象画素に対応する画素（以下、対応画素）を特定する。対応画素は、トラッキング等の既知の画像処理により特定可能である。画像処理回路３５は、処理対象画素を変更しながら全ての画素について順番に対応画素を特定する。そして画像処理回路３５は、他の各時相θｎのＭＲ画像ＭＩの対応画素の座標が基準時相θ０のＭＲ画像ＭＩの処理対象画素の座標に一致するように他の各時相θｎのＭＲ画像ＭＩを座標変換する。位置合わせにより、他の各時相θｎのＭＲ画像ＭＩに描出される心臓領域等の形態が基準時相θ０のＭＲ画像ＭＩに描出される心臓領域等の形態に一致することとなる。

なお、位置合わせ処理において画像処理回路３５は、複数の時相の各々について動き指標値を画素毎に算出する。動き指標値は、ある時相から他の時相までの期間における各画素の移動量及び移動方向を示す。換言すれば、動き指標値はベクトルに相当する。例えば、画像処理回路３５は、基準時相θ０のＭＲ画像の処理対象画素の座標と他の各時相θｎのＭＲ画像の対応画素の座標とを特定し、処理対象画素の座標から対応画素の座標までの距離（移動量）及び方向（移動方向）を算出する。これにより処理対象画素の動き指標値を算出することができる。

例えば、大動脈弁は拍動毎に激しく移動する。そのため、大動脈弁に対応する画素についても位置合わせを行う場合、位置合わせの精度が劣化する場合がある。画像処理回路３５は、大動脈弁等の動きの激しい組織を考慮しないで位置合わせをすることもできる。具体的には、画像処理回路３５は、動き指標値と所定の閾値とを比較し、動き指標値が所定の閾値よりも大きい画像領域（以下、移動過多領域と呼ぶ）を特定する。そして画像処理回路３５は、移動過多領域を位置合わせ対象から除外する。すなわち、画像処理回路３５は、移動過多領域以外の画像領域に限定して位置合わせ、すなわち、座標変換をすると良い。これにより、大動脈弁等の体動が激しい組織に対応する画素を、他の組織に対応する画素と合わせて位置合わせすることによる位置合わせ精度の劣化を低減することができる。

ステップＳ２が行われるとシステム制御回路３１は、画像処理回路３５に指標値算出機能３５３を実行させる（ステップＳ３）。ステップＳ３において画像処理回路３５は、ステップＳ２において位置合わせされた複数のＭＲ画像の各画素の信号値に基づいて流体挙動指標値を算出する。ＭＲの信号値はある物理量の絶対値を示しているわけではないため、信号値の濃淡のみでは血流の停滞を予測することができない。しかし、濃淡の時間方向の変化量が大きい領域は、血液の循環が激しい領域であると考えられる。

本実施形態に係る流体挙動指標値は、信号値の時間変化量と血液循環の程度すなわち血流停滞の程度との相関に基づいて規定される。流体挙動指標値は、例えば、以下の手順に従い算出される。まず、画像処理回路３５は、位置合わせ後の複数の時相θｎに関する複数のＭＲ画像の時相間の信号値の変化量を同一座標の画素毎に算出する。より詳細には、同一座標の画素について、隣り合う時相θｎ−１のＭＲ画像の信号値と時相θｎのＭＲ画像の信号値との変化量が算出される。信号値変化量は、座標を変えながら全ての画素について、また時相をずらしながら隣り合う全ての時相間について算出される。なお、信号値変化量は、必ずしも隣り合う時相のＭＲ画像の信号値に基づいて算出されなくても良い。例えば、信号値変化量は、２時相以上離れた２つのＭＲ画像の信号値に基づいて算出されても良い。

時相間の信号値の変化量としては、具体的には、時相間の信号値の微分、すなわち傾きが算出される。なお傾きの符号にも物理的意味はないため、傾きの絶対値や自乗値が算出されても良い。以下、傾き、傾きの絶対値、傾きの自乗値等を単に傾きと称することにする。

傾きが算出されると画像処理回路３５は、傾きを時間方向に積分する。具体的には、画像処理回路３５は、複数の時相θｎに亘り同一座標の画素の傾きを積分する。この積分値が流体挙動指標値として用いられる。

なお、流体挙動指標値は、ＭＲ画像の全画素について算出しても良いし、特定の画素についてのみ算出しても良い。例えば、ステップＳ２において移動過多領域を除外して位置合わせが行われた場合、画像処理回路３５は、当該移動過多領域以外の画像領域に限定して流体挙動指標値を算出しても良い。また、画像処理回路３５は、心臓を流れる血液を解析する場合、心臓領域に限定して流体挙動指標値を算出しても良い。このように流体挙動指標値の算出対象を限定することにより、本実施形態に係る画像処理の処理効率を向上させることができる。

また、本実施形態に係る流体挙動指標値は、血流等の流体の流れ度合いを数値化したものであれば、信号値の時間変化量の時間積分値に限定されない。例えば、本実施形態に係る流体挙動指標値は、信号値の時間積分値であっても良い。

ステップＳ３が行われるとシステム制御回路３１は、画像処理回路３５にマッピング画像生成機能３５５を実行させる（ステップＳ４）。ステップＳ４において画像処理回路３５は、ステップＳ３において算出された流体挙動指標値が画素に割り当てられたマッピング画像を生成する。典型的には、画像処理回路３５は、複数の時相θｎのうちの基準時相θ０の各画素に流体挙動指標値を、信号値に重畳して割り当てることによりマッピング画像を生成する。なお、画像処理回路３５は、複数の時相θｎのうちの任意時相の各画素に流体挙動指標値を、信号値に重畳して割り当てることによりマッピング画像を生成しても良い。当該任意時相は、ユーザにより入力回路４３を介して任意に指定可能である。

ステップＳ４が行われるとシステム制御回路３１は、表示回路４１に表示処理を行わせる（ステップＳ５）。ステップＳ５において表示回路４１は、ステップＳ４において生成されたマッピング画像を表示する。この際、表示回路４１は、流体挙動指標値に応じた色でマッピング画像を表示すると良い。本実施形態に係る画像処理の処理効率を向上させることができる。

図５は、本実施形態に係る表示回路により調節される流体挙動指標値と色値との関係を示す図である。図５のグラフの縦軸は流体挙動指標値に規定され、横軸は時相（時間）に規定される。図５に示すように、流体挙動指標値は、信号値変化量の時間積分であるため、積分区間である時相（時間）が経過するにつれて大きな値を有することとなる。流体挙動指標値が大きいほど、その部位への血液の流入出が激しいことを意味する。すなわち、例えば、図５の点線で示すように、流体挙動指標値が大きいほど、その部位の血栓発生確率は低い。反対に、図５の実線で示すように、流体挙動指標値が小さいほど、その部位への血液の流入出が乏しいことを意味する。すなわち、流体挙動指標値が小さいほど、その部位の血栓発生確率は高い。

表示回路４１は、流体挙動指標値と色値とを関連づけるカラーテーブルを有している。上記の通り、流体挙動指標値が高いほど血栓発生確率が低く、流体挙動指標値が低いほど血栓発生確率が高いので、流体挙動指標値が高くなるにつれ、安心感を与える色に対応する色値が関連づけられ、流体挙動指標値が低くなるにつれ、不安感を与える色に対応する色値が関連づけられると良い。安心感を与える色としては、例えば、赤色や橙色等の暖色、不安感を与える色としては、例えば、青色や青緑色等の寒色が挙げられる。なお、流体挙動指標値と色値との関連づけは、ユーザにより入力回路４３を介して任意に変更可能である。

図６は、ステップＳ５において表示回路４１により表示されるマッピング画像ＭＡＩ１の表示例を示す図である。図６に示すように、マッピング画像ＭＡＩ１は、流体挙動指標値に応じた色で表示される。具体的には、表示回路４１は、ステップＳ４において生成されたマッピング画像に上記カラーテーブルを適用し、流体挙動指標値に関連づけられた色値を画素に割り当てることによりカラーのマッピング画像を生成する。そして表示回路４１は、生成されたカラーのマッピング画像ＭＡＩ１を表示する。マッピング画像ＭＡＩ１を観察することによりユーザは、流体挙動指標値が高い領域すなわち血栓発生確率が高い領域ＲＳを簡便に確認することができる。

なお、ステップＳ３において心臓領域に限定して流体挙動指標値が算出された場合、表示回路４１は、図６に示すように、心臓領域のみを流体挙動指標値に応じた色で表示し、心臓領域以外の画像領域は信号値に応じたグレーで表示することとなる。血流解析対象の心臓領域に限定して色で表示することにより、心臓領域の視認性を高めることができる。

ステップＳ５において表示回路４１は、停滞領域を強調して表示しても良い。以下、停滞領域の強調表示に係る一連の処理について説明する。ステップＳ３において流体挙動指標値が画素毎に算出されると画像処理回路３５は、停滞領域特定機能３５７を実行する。停滞領域特定機能３５７の実行により画像処理回路３５は、複数の画素各々について流体挙動指標値を予め設定された閾値に対して比較する。流体挙動指標値が閾値よりも高い場合、画像処理回路３５は、当該画素を血流停滞の可能性が低い旨のフラグ（非停滞フラグと呼ぶ）を割り当てる。流体挙動指標値が閾値よりも低い場合、画像処理回路３５は、当該画素を血流停滞の可能性が高い旨のフラグ（停滞フラグと呼ぶ）を割り当てる。停滞フラグが割り当てられた画素の集合が停滞領域に設定される。ステップＳ４において画像処理回路３５は、マッピング画像を生成する際、流体挙動指標値の他に停滞フラグ又は非停滞フラグを各画素に割り当てる。

図７は、ステップＳ５において表示回路４１により表示される、停滞領域の強調表示例を示す図である。図７に示すように、表示回路４１は、マッピング画像ＭＡＩ２を表示する際、停滞領域に限定してカラー表示する。停滞領域ＲＳの強調表示の場合、カラーテーブルは、閾値よりも高い流体挙動指標値に対して無色値（透明）を割り当て、閾値よりも低い流体挙動指標値に対して任意の色値を割り当てると良い。表示回路４１は、マッピング画像マッピング画像ＭＡＩ２に当該カラーテーブルを適用し、停滞領域ＲＳを色で強調されたマッピング画像マッピング画像ＭＡＩ２を表示する。表示回路４１は、停滞領域ＲＳ以外の画像領域についてはグレー表示すると良い。このように停滞領域ＲＳを強調表示することにより、マッピング画像マッピング画像ＭＡＩ２上において停滞領域ＲＳを容易に視認することができる。

ステップＳ５が行われると、本実施形態に係る血流停滞評価が終了する。

なお、上記実施例において画像処理回路３５は、ステップＳ１において収集されたＭＲ画像のうちの任意の時相のＭＲ画像に基づいてマッピング画像を生成するものとした。しかしながら、流体挙動指標値が割り当てられる画像は、ステップＳ１において収集されたＭＲ画像に限定されない。例えば、画像処理回路３５は、ＭＲ画像のマトリクスサイズと同一のマトリクスサイズを有し且つＭＲ信号に基づく信号値が割り当てられていないマップの各画素に流体指標値を割り当てても良い。

また、ステップＳ３において算出された流体挙動指標値は他の用途に使用することも可能である。例えば、撮像条件決定回路３９は、流体挙動指標値に基づいて他のプロトコルの撮像条件を決定することができる。他のプロトコルは、ステップＳ１において実行された、ＭＲ信号の収集のためのプロトコル（以下、流体挙動指標値の収集のためのプロトコルと呼ぶ）とは異なり、且つ流体挙動指標値の収集のためのプロトコルと同一の撮像部位を対象とするプロトコルである。撮像条件としては、例えば、撮像断面が挙げられる。この場合、撮像条件決定回路３９は、撮像断面を、流体挙動指標値が予め設定された閾値よりも低い停滞領域に交差する断面に自動的に設定する。従って撮像条件決定回路３９は、撮像断面をより簡易に設定することができる。撮像制御回路３７は、設定された撮像断面をＭＲ撮像するために傾斜磁場電源２１、送信回路２３及び受信回路２５を制御する。このＭＲ撮像により受信回路２５により収集されたＭＲ信号に基づいて再構成回路３３は、当該撮像断面に関するＭＲ画像を再構成することができる。再構成されたＭＲ画像は、表示回路４１により表示される。このように本実施形態によれば、血栓発生確率が高い領域についてのＭＲ撮像を簡易に行うことができる。

なお、流体挙動指標値に基づいて決定可能な撮像条件は、撮像断面に限定されない。例えば、撮像条件決定回路３９は、停滞領域の位置と当該位置の血流の検査に最も適切な撮像法や撮像パラメータとを予め関連づけたＬＵＴ（Look Up Table）を記憶している。このような撮影法としては、例えば、左心室の２ｃｈ又は４ｃｈの心臓シネＭＲＩが挙げられる。具体的には、撮像条件決定回路３９は、まず、停滞領域とともに当該停滞領域の位置を特定する。そして撮像条件決定回路３９は、特定された停滞領域の位置をキーワードとして上記ＬＵＴを検索し、当該キーワードに関連づけられた撮像法や撮像パラメータを特定する。撮像制御回路３７は、特定された撮像法や撮像パラメータでＭＲ撮像するために傾斜磁場電源２１、送信回路２３及び受信回路２５を制御する。このＭＲ撮像により受信回路２５により収集されたＭＲ信号に基づいて再構成回路３３は、当該撮像断面に関するＭＲ画像を再構成することができる。再構成されたＭＲ画像は、表示回路４１により表示される。このように本実施形態によれば、停滞領域の位置の血流検査に適した撮像法や撮像パラメータでのＭＲ撮像を簡易に行うことができる。

上記の通り、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、撮像制御回路３７、再構成回路３３、画像処理回路３５及び表示回路４１を有する。撮像制御回路３７は、被検体内の撮像部位を対象とするＭＲ撮像を実行してＭＲ信号を収集する。再構成回路３３は、ＭＲ信号に基づいて複数の時相に関する複数のＭＲ画像を再構成する。画像処理回路３５は、位置合わせ機能３５１、指標値算出機能３５３及びマッピング画像生成機能３５５を有する。位置合わせ機能３５１の実行により画像処理回路３５は、複数の時相に関する複数のＭＲ画像を位置合わせする。指標値算出機能３５３の実行により画像処理回路３５は、位置合わせされた複数のＭＲ画像の各画素の信号値に基づいて、当該撮像部位内の流体の挙動を示す流体挙動指標値を算出する。マッピング画像生成機能３５５の実行により画像処理回路３５は、流体挙動指標値が各画素に割り当てられたマッピング画像を生成する。表示回路４１は、マッピング画像を表示する。

上記構成により、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、一般的に行われるＭＲシネ撮像により収集されたＭＲ画像に基づいて、血流等の流体の停滞評価を行うことができる。よって本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、計算流体力学を用いて血流動態から血流停滞領域を算出する手法に比して、簡易且つ簡便に血流停滞部位を特定することができる。また、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、流体の停滞評価のための特別な撮像法を用いることなく、画像処理のみで流体の停滞評価を行うことができる。例えば、本実施形態に係る画像処理が血流に適用された場合、ユーザは、簡便に血流停滞部位を特定することができ、当該血流停滞部位の位置等から血栓発生リスクを推定することができる。血栓発生リスクを知ることができればユーザは、血栓に伴う循環器系疾患に対する事前策を提案することができる。

上記の実施形態において血流停滞評価は、ＭＲ撮像を行う磁気共鳴イメージング装置により行われるものとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。本実施形態に係る血流停滞評価は、ワークステーション等の医用画像処理装置により行われても良い。以下、本実施形態に係る医用画像処理装置について説明する。なお以下の説明において、本実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。

図８は、本実施形態に係る医用画像処理装置５０の構成を示す図である。図８に示すように、医用画像処理装置５０は、磁気共鳴イメージング装置１００にネットワーク等を介して接続されている。磁気共鳴イメージング装置１００は、上記ステップＳ１と同様、被検体Ｏの心臓に交差する撮像断面を対象とするＭＲシネ撮像を実行し、ＭＲシネ撮像により収集されたデジタルのＭＲ信号に基づいて時系列のＭＲ画像を再構成する。再構成された時系列のＭＲ画像は、ネットワーク等を介して医用画像処理装置５０に供給される。なお、時系列のＭＲ画像は、ＰＡＣＳ（picture archiving and communication system）等を介して医用画像処理装置５０に供給されても良い。

医用画像処理装置５０は、画像処理回路３５、撮像条件決定回路３９、表示回路４１、入力回路４３、主記憶回路４５及び制御回路５１を有する。画像処理回路３５は、上記の本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置と同様、本実施形態に係る画像処理プログラムを実行することにより位置合わせ機能３５１、指標値算出機能３５３、マッピング画像生成機能３５５及び停滞領域特定機能３５７を実現する。主記憶回路４５は、磁気共鳴イメージング装置１００から供給された時系列のＭＲ画像を記憶する。制御回路５１は、ハードウェア資源として、ＣＰＵあるいはＭＰＵのプロセッサとＲＯＭやＲＡＭ等のメモリとを有する。

制御回路５１は、磁気共鳴イメージング装置の中枢として機能する。主記憶回路４５に記憶されている血流停滞評価プログラムを読み出してメモリ上に展開し、展開されたプログラムに従って医用画像処理装置５０の各部を制御する。例えば、入力回路４３等を介してユーザにより血流停滞評価の開始指示がなされた場合、制御回路５１は、処理対象の時系列のＭＲ画像を主記憶回路４５から読み出し、画像処理回路３５に供給する。そして制御回路５１は、上記のステップＳ２−Ｓ４に係る処理を画像処理回路３５に行わせてマッピング画像を生成させ、ステップＳ６に係る処理を表示回路４１に行わせてマッピング画像を表示させる。また必要に応じて撮像条件決定回路３９により、上記の通り、他のプログラムの撮像条件が決定されても良い。これにより、撮像機構を搭載しない医用画像処理装置５０においても上記血流停滞評価を行うことができる。

なお、上記実施形態において血流停滞評価に用いる画像は磁気共鳴イメージング装置により発生されたＭＲ画像であるとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。すなわち、本実施形態に係る処理対象画像は、流体を描出可能な撮像法を有する医用画像診断装置により収集された医用画像であれば、如何なる医用画像診断装置により発生された医用画像でも良い。具体的には、本実施形態に係る医用画像診断装置としては、Ｘ線コンピュータ断層撮影（ＣＴ：Computed Tomography）装置、ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）装置及びＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置等により発生された医用画像でも良い。

かくして、本実施形態によれば、被検体内に存在する流体が停滞し易い部位を簡易に推定することが可能となる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１…架台、１ａ…筐体、１ｂ…ボア、３…寝台、５…機械制御器、７…ホストＰＣ、１１…静磁場磁石、１３…傾斜磁場コイル、１５…ＲＦコイル、２１…傾斜磁場電源、２３…送信回路、２５…受信回路、３１…システム制御回路、３３…再構成回路、３５…画像処理回路、３７…撮像制御回路、３９…撮像条件決定回路、４１…表示回路、４３…入力回路、４５…主記憶回路、３５１…位置合わせ機能、３５３…指標値算出機能、３５５…マッピング画像生成機能、３５７…停滞領域特定機能。

Claims (11)

1. 被検体内の撮像部位を対象とするＭＲ撮像を実行しＭＲ信号を収集するＭＲ撮像部と、
   前記ＭＲ信号に基づいて複数の時相に関する複数のＭＲ画像を再構成する再構成部と、
   前記複数の時相に関する前記複数のＭＲ画像を位置合わせする位置合わせ部と、
   前記位置合わせされた複数のＭＲ画像の各画素の信号値に基づいて、前記撮像部位内の流体の挙動を示す流体指標値を算出する算出部と、
   前記流体指標値が各画素に割り当てられたマッピング画像を生成する画像生成部と、
   前記マッピング画像を表示する表示部と、
   を具備する磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記算出部は、前記流体指標値として、前記信号値の時相間の変化の時間積分値を算出する、請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記算出部は、前記流体指標値として、前記撮像部位における前記流体の滞留の程度を示す指標値を算出する、請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記画像生成部は、所定値以上の前記流体指標値を画素に割り当てて前記マッピング画像を生成する、請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記画像生成部は、前記撮像部位の動きに基づいて前記流体指標値の割り当てを行わない画像領域を決定し、前記決定された画像領域以外の画像領域の画素に限定して前記流体指標値を割り当てて前記マッピング画像を生成する、請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記位置合わせ部は、前記複数のＭＲ画像の位置合わせにより前記撮像部位の動き指標値を算出し、
   前記画像生成部は、所定値以上の前記動き指標値を有する画像領域を前記流体指標値の割り当てを行わない画像領域に決定する、
   請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記流体指標値に基づいて、前記ＭＲ信号の収集のためのプロトコルとは異なる、前記撮像部位を対象とする他のプロトコルの撮像条件を決定する撮像条件決定部を更に備える、請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記流体は、前記撮像部位を流れる血液又は脳脊髄液である、請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記撮像部位は、心臓又は脊髄である、請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記表示部は、前記流体指標値と色値とを関連づけたテーブルを前記マッピング画像に適用し、前記流体指標値を色で表現した前記マッピング画像を表示する、請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 被検体内の撮像部位を対象とする複数の時相に関する複数のＭＲ画像を位置合わせする位置合わせ部と、
    前記位置合わせされた複数のＭＲ画像の各画素の信号値に基づいて、前記撮像部位内の流体の挙動を示す流体指標値を算出する算出部と、
    前記流体指標値が各画素に割り当てられたマッピング画像を生成する画像生成部と、
    前記マッピング画像を表示する表示部と、
    を具備する医用画像処理装置。