JP3878462B2 - 画像診断支援システム - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置による画像（以下、ＭＲ画像という）、および超音波撮像装置による画像（以下、ＵＳ画像という）を合成して、医師の診断を支援する画像診断支援システムおよびその合成のための画像処理方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置では、静磁場空間に被検体を収容し、磁気共鳴を利用して被検体の被検部位を撮像する。
具体的には、励起パルスで被検体内のスピン（ｓｐｉｎ）を励起し、それによって生じる磁気共鳴信号を、たとえばスピンエコー（ｓｐｉｎｅｃｈｏ）またはグラディエントエコー（ｇｒａｄｉｅｎｔｅｃｈｏ）として２次元フーリエ空間に収集する。
磁気共鳴信号には、いわゆるビュー（ｖｉｅｗ）毎に異なる位相エンコードを付与し、２次元フーリエ空間において位相軸上の位置が異なる複数のビューのエコーデータをそれぞれ収集する。
そして、収集した全ビューのエコーデータを２次元逆フーリエ変換することにより、画像を再構成し、再構成画像を表示装置に表示する。
【０００３】
また、超音波撮像装置では、超音波プローブを被検体の被検部位に当接させて被検体に超音波を送波し、たとえば被検体内での非線形効果による高調波エコーに基づいて画像を生成し、表示装置に表示する。
【０００４】
これらのＭＲＩ装置および超音波撮像装置は、同じ電磁波シールド内で使用可能であるが、それぞれに装置が独立に画像を収集して表示するような形態で利用され、それぞれの画像は個別に医師等の検査時や手術中の診断の判定に用いられていた。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、このような利用形態では、検査中や手術中に個別に装置を使い分ける必要があり、操作が煩雑であることから、ＭＲＩ装置の撮影断層像に応じた超音波撮影断面を容易に収集し、両画像を合成表示して診断に有用な画像を得ることが可能な超音波およびＭＲＩ複合診断装置が提案されている（たとえば、特開平９−２４０３４号公報、特開平９−２４０３５号公報 参照）。
【０００６】
この超音波およびＭＲＩ複合診断装置は、ＭＲ画像とＵＳ画像を合成表示するのであるが、ＭＲ画像とＵＳ画像には、以下に示すような長所と短所を有することから、両画像を単に合成するだけでは、両者の画像情報の矛盾等から真に有用な画像をリアルタイムに得ることは困難である。
【０００７】
すなわち、ＭＲＩ装置は、一般に軟部組織のコントラスト分解能に優れており、高空間分解能画像を得ることができるが、撮像時間が超音波診断装置に比べて長いという欠点がある。
超音波診断装置は、リアルタイムイメージングが可能であるが、ＭＲ画像に比べて画像が粗いという欠点がある。
【０００８】
また、上記提案された超音波およびＭＲＩ複合診断装置において、たとえばＭＲＩ装置で形態的な情報を取得し、超音波撮像装置のドップラモードの画像を重ね合わせる場合を想定すると、生体を撮像対象とすることから、呼吸や突発的な運動により相互の位置ずれが起きる可能性が容易に推察できる。
【０００９】
本発明は、かかる事情に鑑みてなされたものであり、その目的は、ＭＲＩ装置と超音波撮像装置の画像情報から真に有用な合成画像をリアルタイムに得ることが可能な画像診断支援システムおよび画像処理方法を提供することにある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明の第１の観点は、異なる撮像装置で撮像された被検体の被検部位の複数の画像データを合成処理する画像診断支援システムであって、静磁場空間に被検体を収容し、磁気共鳴信号を得るパルスシーケンスでデータを収集し、収集したデータに基づいて画像を生成する磁気共鳴撮像装置と、被検体に超音波を送波し画像を生成する超音波撮像装置と、上記超音波撮像装置による被検部位の超音波画像データを用いて、少なくとも上記超音波画像の特定的な特徴部を抽出し、上記磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁気共鳴画像の上記特定的な特徴部に対して上記超音波画像の対応する特徴部を位置合わせし、超音波画像を重ね合わせた磁気共鳴画像を生成する画像合成装置とを有する。
【００１１】
第１の観点では、上記画像合成装置は、上記超音波撮像装置による被検部位の超音波画像データを受けて、上記超音波画像の特徴を抽出し、当該特徴情報と整合させるように、上記磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁気共鳴画像を変形させて、磁気共鳴画像を補正する。
【００１２】
また、第１の観点では、上記画像合成装置により補正された磁気共鳴画像を表示する表示装置を有する。
【００１３】
また、第１の観点では、上記画像合成装置は、上記磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁気共鳴画像データを記憶する記憶装置を有し、上記画像合成装置は、上記記憶装置から読み出した磁気共鳴画像に対して上記位置合わせおよび重ね合わせ処理を行う。
【００１４】
また、第１の観点では、上記画像合成装置は、上記磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁気共鳴画像データを記憶する記憶装置と、上記超音波撮像装置による被検部位の超音波画像データから超音波画像の少なくとも特定的な特徴部を抽出する特徴抽出部と、事前に取得され上記記憶装置に保持された磁気共鳴画像を読み出し、読み出した磁気共鳴画像の上記特定的な特徴部に対して上記超音波画像の対応する特徴部を位置合わせし、当該特定的な特徴部の超音波画像を重ね合わせて磁気共鳴画像を補正する磁気共鳴画像補正部とを有する。
【００１５】
また、第１の観点では、上記磁気共鳴撮像装置は、励起パルスで被検体内のスピンを励起することによって生じる磁気共鳴信号を、エコーデータとして２次元フーリエ空間に収集し、収集したエコーデータを２次元逆フーリエ変換することにより、画像を再構成して上記画像合成装置に出力する。
【００１６】
また、第１の観点では、上記超音波撮像装置は、超音波プローブを通して得られたエコー受信信号のドップラシフトに基づいた超音波画像をリアルタイムに生成して上記画像合成装置に出力する。
【００１７】
本発明の第２の観点は、異なる撮像装置で撮像された被検体の被検部位の複数の画像データを合成処理する画像処理方法であって、磁気共鳴撮像装置における静磁場空間に被検体を収容し、磁気共鳴信号を得るパルスシーケンスでデータを収集し、収集したデータに基づいて画像を生成することにより磁気共鳴画像データを事前に取得しておき、超音波撮像装置により、被検体に超音波を送波して超音波画像データをリアルタイムに生成し、生成された超音波画像の少なくとも特定的な特徴部を抽出し、上記磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁気共鳴画像の上記特定的な特徴部に対して上記超音波画像の対応する特徴部を位置合わせし、超音波画像を重ね合わせた磁気共鳴画像を生成する。
【００１８】
第２の観点では、上記超音波画像の特徴を抽出し、上記抽出した特徴情報と整合させるように、事前に取得された磁気共鳴画像を変形させて、磁気共鳴画像を補正する。
【００１９】
また、第２の観点では、上記補正された磁気共鳴画像を表示する。
【００２０】
また、第２の観点では、上記磁気共鳴画像データは、励起パルスで被検体内のスピンを励起することによって生じる磁気共鳴信号を、エコーデータとして２次元フーリエ空間に収集し、収集したエコーデータを２次元逆フーリエ変換することにより、画像を再構成して生成する。
【００２１】
また、第２の観点では、上記超音波画像データは、超音波プローブを通して得られたエコー受信信号のドップラシフトに基づいた超音波画像をリアルタイムに形成して生成する。
【００２２】
本発明によれば、まず、磁気共鳴撮像装置において、静磁場空間に被検体が収容され、励起パルスで被検体内のスピンを励起することによって生じる磁気共鳴信号が、エコーデータとして２次元フーリエ空間に収集される。そして、収集したエコーデータが２次元逆フーリエ変換され、これにより、画像が再構成されて画像合成装置に出力される。
画像合成装置では、磁気共鳴撮像装置による高分解能、高コントラスト分解能の磁気共鳴画像データがたとえば記憶装置に一端記憶される。
次に、超音波撮像装置の超音波プローブを通して得られたエコー受信信号のドップラシフトに基づいた超音波画像がリアルタイムに形成され、生成されたたとえば血流像である超音波画像データが画像合成装置に出力される。
画像合成装置では、超音波撮像装置によりリアルタイムに得られる超音波画像データを受けて、特徴抽出部により超音波画像から、たとえば被検部位の臓器の境界や血管などの特徴部が抽出され、磁気共鳴画像補正部に出力される。
磁気共鳴画像補正部では、超音波画像の特徴から、その情報と整合させるように記憶装置に格納されている事前に取得された磁気共鳴画像が変形されて、超音波画像と矛盾をなくした補正磁気共鳴画像が生成される。
これと並行してさらに、磁気共鳴画像補正部では、読み出した磁気共鳴画像の特定的な特徴部、たとえば血管等に対して超音波画像の対応する特徴部である血管部を位置合わせし、当該特定的な特徴部、たとえば血管領域の超音波画像（血流像）が重ね合わされて磁気共鳴画像が生成される。
この補正され、リアルタイムに生成された超音波画像と整合され、両画像間に矛盾がなく、しかも高分解能、高コントラスト分解能の磁気共鳴画像が表示装置に表示される。
【００２３】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態に係る画像診断支援システムについて図面に関連付けて説明する。
【００２４】
図１は、本発明に係る画像診断支援システムの一実施形態を示す構成図である。
本画像診断支援システム１は、図１に示すように、ＭＲＩ装置２、超音波撮像装置３、画像合成装置４、および表示装置５を有している。
なお、本実施形態では、超音波撮像装置３は、被検体内での非線形効果による高調波エコーに基づいて画像を生成する装置を例に説明するが、本発明は他の超音波撮像装置にも適用することができる。
【００２５】
ＭＲＩ装置２は、静磁場空間に被検体を収容し、磁気共鳴を利用して被検体の被検部位に、励起パルスで被検体内のスピン（ｓｐｉｎ）を励起し、それによって生じる磁気共鳴信号を、たとえばスピンエコー（ｓｐｉｎｅｃｈｏ）またはグラディエントエコー（ｇｒａｄｉｅｎｔｅｃｈｏ）として２次元フーリエ空間に収集し、収集した全ビューのエコーデータを２次元逆フーリエ変換することにより、画像を再構成し、再構成画像データを信号Ｓ２として画像合成装置４に供給するとともに、表示部に表示する。
【００２６】
図２は、本実施形態に係るＭＲＩ装置２の構成例を示す図である。
【００２７】
本実施形態に係るＭＲＩ装置２は、図２に示すように、マグネットからの放射電磁波の洩漏や外乱電磁波の進入を防止する閉空間を形成した図示しないスキャンルームに配設される本体装置２Ａ、およびたとえばスキャンルームに隣接して設けられた操作ルーム内のオペレータＯＰが操作等するオペレータコンソール２Ｂを主構成要素として有している。
【００２８】
本体装置２Ａは、図２に示すように、マグネットシステム２１、ＲＦ駆動部２２、勾配駆動部２３、データ収集部２４、制御部２５、およびクレードル２６を有している。
【００２９】
マグネットシステム２１は、図２に示すように、上下の磁石に挟まれた内部空間（ギャップ：ｇａｐ）２１１を有し、ギャップ２１１内には、クッションを介して被検体６を載せたクレードル２６が図示しない搬送部によって搬入される。
【００３０】
マグネットシステム２１内には、図２に示すように、ギャップ２１１内のマグネットセンタ（走査する中心位置）の周囲に、主磁場マグネット部２１２ａ，２１２ｂ、勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂ、およびＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂが配置されている。
【００３１】
主磁場マグネット部２１２ａ，２１２ｂ、勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂ、およびＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂのそれぞれは、検査時に被検体６が位置するギャップ２１１内の空間を挟んで対向する１対のコイルからなる。
【００３２】
主磁場マグネット部２１２ａ，２１２ｂは、ギャップ２１１内に静磁場を形成する。静磁場の方向は、たとえば概ね被検体６の体軸方向と直交する方向である。すなわち、垂直磁場を形成する。主磁場マグネット部２１２ａ，２１２ｂを構成する一対の主磁場マグネットは、たとえば永久磁石などを用いて構成される。
【００３３】
勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂは、ＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂが受信する磁気共鳴信号に３次元の位置情報を持たせるために、主磁場マグネット部２１２ａ，２１２ｂが形成した静磁場の強度に勾配を付加する勾配磁場を発生する。
勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂが発生する勾配磁場は、スライス（ｓｌｉｃｅ）勾配磁場、リードアウト（ｒｅａｄ ｏｕｔ）勾配磁場およびフェーズエンコード（ｐｈａｓｅ ｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場の３種類であり、これら３種類の勾配磁場に対応して勾配コイル部２１３は３系統の勾配コイルを有する。
【００３４】
ＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂは、主磁場マグネット部２１２が形成した静磁場空間内で被検体６の体内にスピンを励起するための高周波磁場を形成する。ここで、高周波磁場を形成することをＲＦ励起信号の送信という。ＲＦコイル部２１４は、被検体６の体内に励起されたスピンが生じる電磁波を磁気共鳴信号として受信する。
ＲＦコイル部２１４は、図示しない送信用コイルおよび受信用コイルを有する。送信用コイルおよび受信用コイルは、同じコイルを兼用するかあるいはそれぞれ専用のコイルを用いる。
【００３５】
なお、本実施形態の場合、ＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂは、ＲＦ駆動部２２によるプロトコル対応の駆動信号ＤＲ１を受けて高周波磁場を形成する。
磁気共鳴撮影処理においては、１繰り返し時間（ＴＲ；ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎｔｉｍｅ）毎に用いるパルスシーケンス（スキャンシーケンス）の数は、被検部位毎に対応して設定されたプロトコルによって異なる。
たとえば頭部等の被検部位に応じたプロトコル毎に、それぞれ異なる回数、たとえば６４回〜５１２回繰り返されて、６４ビューから５１２ビューのビューデータが得られる。
【００３６】
ＲＦ駆動部２２は、制御部２５の指示に基づいたプロトコル対応の駆動信号ＤＲ１をＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂに与えてＲＦ励起信号を発生させて、被検体６の体内のスピンを励起する。
【００３７】
勾配駆動部２３は、制御部２５の指示に基づいたプロトコル対応の駆動信号ＤＲ２を勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂに与えて勾配磁場を発生させる。
勾配駆動部２３は、勾配コイル部２１３の３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。
【００３８】
データ収集部２４は、ＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂが受信した受信信号を取り込み、それをビューデータ（ｖｉｅｗ ｄａｔａ）として収集して、オペレータコンソール２Ｂのデータ処理部２７に出力する。
【００３９】
制御部２５は、オペレータコンソール２Ｂのデータ処理部２７から送られてくる被検体６の被検部位に対応した実行すべきプロトコルに即して、あらかじめ決められた繰り返し時間ＴＲ内において所定のパルスシーケンスが所定回数繰り返される駆動信号ＤＲ１をＲＦコイル部２１４に印加するようにＲＦ駆動部２２を制御する。
同様に、制御部２５は、実行すべきプロトコルに即して、１ＴＲ内に、所定のパターンのパルス信号を勾配コイル２１３ａ，２１３ｂに印加するように勾配駆動部２３を制御する。
また、制御部２５は、ＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂが受信した受信信号を取り込み、それをビューデータ（ｖｉｅｗ ｄａｔａ）として収集して、オペレータコンソール２Ｂのデータ処理部２７に出力するように、データ収集部２４を制御する。
【００４０】
この磁気共鳴撮像用パルスシーケンスは、いわゆるスピンエコー（ＳＥ：Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法、グラディエントエコー（ＧＲＥ：ＧＲａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ）法、ファーストスピンエコー（ＦＳＥ：Ｆａｓｔ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法、ファーストリカバリＳＥ（Ｆａｓｔ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法、エコープラナー・イメージング（ＥＰＩ：Ｅｃｈｏ Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ）法等、各撮像方法によって異なる。
【００４１】
ここで、各撮像方法のパルスシーケンスのうち、ＳＥ法のパルスシーケンスについて、図３に関連付けて説明する。
図３（ａ）はＳＥ法におけるＲＦ励起用の９０°パルスおよび１８０°パルスのシーケンスであり、ＲＦ駆動部２２がＲＦコイル部２１４に印加する駆動信号ＤＲ１に相当する。
図３（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）、および（ｅ）は、それぞれスライス勾配Ｇｓ、リードアウト勾配Ｇｒ、フェーズエンコード勾配Ｇｐ、およびスピンエコーＭＲのシーケンスであり、スライス勾配Ｇｓ、リードアウト勾配Ｇｒ、およびフェーズエンコード勾配Ｇｐのパルスは、勾配駆動部２３が勾配コイル部２１３に印加する駆動信号ＤＲ２に相当する。
【００４２】
図３（ａ）に示すように、ＲＦ駆動部２２によりＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂに対して９０°パルスが印加され、スピンの９０°励起が行われる。このとき、図３（ｂ）に示すように、勾配駆動部２３により勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂに対してスライス勾配パルスＧｓが印加され、所定のスライスについて選択励起が行われる。
図３（ａ）に示すように、９０°励起から所定の時間後に、ＲＦ駆動部２２によりＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂに対して１８０°パルスが印加され、１８０°励起、すなわちスピン反転が行われる。このときも、図３（ｂ）に示すように、勾配駆動部２３により勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂに対してスライス勾配パルスＧｓが印加され、同じスライスについて選択的な反転が行われる。
【００４３】
図３（ｃ）および（ｄ）に示すように、９０°励起とスピン反転の間の期間に、勾配駆動部２３により勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂに対してリードアウト勾配パルスＧｒ、およびフェーズエンコード勾配パルスＧｐが印加される。
そして、リードアウト勾配パルスＧｒによりスピンのディフェーズが行われ、フェーズエンコード勾配パルスＧｐによりスピンのフェーズエンコードが行われる。
【００４４】
スピン反転後、図３（ｃ）に示すように、勾配駆動部２３により勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂに対してリードアウト勾配パルスＧｒが印加されて、リフェーズされて、図３（ｅ）に示すように、スピンエコーＭＲが発生される。
このスピンエコーＭＲは、データ収集部２４によりビューデータとして収集される。
【００４５】
制御部２５は、このようなパルスシーケンスで、実行プロトコルに応じて、周期ＴＲでたとえば６４〜５１２回繰り返すように、ＲＦ駆動部２２、勾配駆動部２３、およびデータ収集部２４を制御する。
また、制御部２５は、繰り返しのたびに、フェーズエンコード勾配パルスＧｐを変更し、毎回異なるフェーズエンコードを行うように、制御を行う。
【００４６】
オペレータコンソール２Ｂは、図２に示すように、データ処理部２７、操作部２８、および表示部２９を有している。
【００４７】
データ処理部２７は、データ収集部２４から取り込んだデータをメモリに記憶する。メモリ内にはデータ空間が形成される。メモリに形成されるデータ空間は、２次元フーリエ空間を構成する。
データ処理部２７は、これら２次元フーリエ空間のデータを２次元逆フーリエ変換、すなわちフーリエ周波数空間から実空間への変換を行って、被検体６の画像を生成（再構成）する。
そして、データ処理部２７は、再構成画像を信号Ｓ２として画像合成装置４に供給する。
なお、２次元フーリエ空間をｋスペースともいう。
【００４８】
データ処理部２７には、制御部２５が接続されており、制御部２５の上位にあってそれを統括する。
データ処理２７には、また、操作部２８、および表示部２９が接続されている。
【００４９】
操作部２８は、ポインティングデバイスを備えたキーボードやマウス等により構成され、オペレータＯＰの操作に応じた操作信号をデータ処理部２７に出力する。また。操作部２８からは、たとえば上述した実行すべきプロトコルの入力が行われる。データ処理部２７は、操作部２８から入力されたプロトコルに関する情報（プロトコル番号等）を制御部２５に供給する。
【００５０】
表示部２９は、グラフィックディスプレイ等により構成され、操作部２８からの操作信号に応じて、本体装置２Ａの動作状態に応じた所定の情報を表示する。
【００５１】
超音波撮像装置３は、超音波プローブを被検体の被検部位に当接させて被検体に超音波を送波し、被検体内での非線形効果による高調波エコーに基づいて画像を生成し、生成した画像データを信号Ｓ３として画像合成装置４に供給するとともに、表示部に表示する。
【００５２】
図４は、本実施形態に係る超音波撮像装置３の構成例を示す図である。
【００５３】
超音波撮像装置３は、図４に示すように、超音波プローブ３１、送受信部３２、Ｂモード処理部３３、ドップラ処理部３４、画像処理部３５、表示部３６、制御部３７、および操作部３８を有している。
【００５４】
超音波プローブ３１は、被検体６に当接されて超音波の送受波に使用される。超音波プローブ３１は、図示しない超音波トランスデューサアレイ(transducerarray)を有する。超音波トランスデューサアレイは、複数の超音波トランスデューサをアレイ状に配列して構成される。個々の超音波トランスデューサは、たとえばＰＺＴ（チタン(Ti)酸ジルコン(Zr)酸鉛）セラミックス(ceramics)等の圧電材料で構成される。
超音波プローブ３１は、ケーブル３９により送受信部３２に接続されている。
【００５５】
送受信部３２は、超音波ブローブ３１に駆動信号を与えて、超音波を送波させ、また、超音波プローブ３１が受波したエコーを受信する。
【００５６】
図５は、図４の送受信部３２の構成例を示す図である。
送受信部３２は、図５に示すように、送波タイミング発生回路３２１、送波ビームフォーマ３２２、送受切換回路３２３、および受信ビームフォーマ３２４を有している。
【００５７】
送波タイミング発生回路３２１は、送波タイミング信号Ｓ３２１を周期的に発生して送波ビームフォーマ３２２に供給する。
送波ビームフォーマ３２２は、送波タイミング信号Ｓ３２１に基づいて、送波ビームフォーミング信号、すなわち、超音波トランスデューサアレイ中の送波アパーチャ(aperture)を構成する複数の超音波トランスデューサを時間差をもって駆動する複数の駆動信号Ｓ３２２を発生し、送受切換回路３２３に出力する。
【００５８】
送受切換回路３２３は、複数の駆動信号Ｓ３２２を超音波プローブ３１の超音波トランスデューサアレイにケーブル３８を介して送信する。アレイ中の送波アパーチャを構成する複数の超音波トランスデューサは、複数の駆動信号の時間差に対応した位相差を持つ複数の超音波をぞれぞれ発生する。それら超音波の波面合成により超音波ビームが形成される。
超音波ビームの送波は、送波タイミング発生回路３２１が発生する送波タイミング信号Ｓ３２１により、所定の時間間隔で繰り返し行われる。
そして、超音波ビームの方位（音線の方位）は送波ビームフォーマ３２２によって所定量ずつ順次変更される。
それにより、被検体６の内部が、超音波ビームが形成する音線によって走査される。すなわち被検体６の内部が音線によって順次で走査される。
【００５９】
また、送受切換回路３２３は、超音波トランスデューサアレイ中の受波アパーチャが受波した複数のエコー信号を受波ビームフォーマ３２４に入力する。
受波ビームフォーマ３２４は、複数の受波エコーに時間差を付与して位相を調整し次いでそれら加算して、音線に沿ったエコー受信信号の形成、すなわち、受波のビームフォーミングを行う。受波ビームフォーマ３２４により、受波の音線も送波に合わせて走査される。
受波ビームフォーマ３２４は、各音線毎のエコー受信信号をＢモード処理部３３およびドップラ処理部３４に出力する。
【００６０】
以上の、送波タイミング発生回路３２１、送波ビームフォーマ３２２、送受切換回路３２３、および受信ビームフォーマ３２４は、制御部３６の制御信号ＣＴＬよって制御される。
【００６１】
Ｂモード処理部３３は、送受信部３２の受波ビームフォーマ３２４による各音線毎のエコー受信信号を受けて、Ｂモード画像データを形成する。
【００６２】
図６は、図４のＢモード処理部３３の構成例を示す図である。
Ｂモード処理部３３は、図６に示すように、対数増幅回路３３１および包絡線検波回路３３２を有している。
【００６３】
対数増幅回路３３１は、エコー受振信号を対数増幅する。
包絡線検波回路３３２は、対数増幅回路３３１で対数増幅された信号の包絡線検波を行って、音線上の個々の反射点でのエコーの強度を表す信号、すなわちＡスコープ信号を得て、このＡスコープ信号の各瞬時の振幅をそれぞれ輝度値として、Ｂモード画像データを生成し、画像処理部３５に出力する。
【００６４】
ドップラ処理部３４は、送受信部３２の受波ビームフォーマ３２４による各音線毎のエコー受信信号を受けて、ドップラ画像データを形成し、画像処理部３５に出力する。ドップラ画像データには、速度データ、分散データ、およびパワーデータが含まれる。
【００６５】
図７は、図４のドップラ処理部３４の構成例を示す図である。
ドップラ処理部３４は、図７に示すように、直交検波回路３４１、ＭＴＩ（ｍｏｖｉｎｇ ｔａｒｇｅｔ ｉｎｄｉｃａｔｉｏｎ）フィルタ３４２、自己相関演算回路３４３、平均流速演算回路３４４、分散演算回路３４５、およびパワー演算回路３４６を有している。
【００６６】
このドップラ処理部３４は、直交検波回路３４１でエコー受信信号を直交検波し、ＭＩＴフィルタ３４２でＭＴＩ処理してエコー信号のドップラシフトを求める。
また、ドップラ処理部３４は、自己相関演算回路３４３でＭＩＴフィルタ３４２の出力信号について自己相関演算を行い、平均流速演算回路３４４で自己相関演算結果から平均流速Ｖを求め、分散演算回路３４５で自己相関演算結果から流速の分散Ｔを求め、パワー演算回路３４６で自己相関演算結果からドップラシフトのパワー信号を求める。
【００６７】
これにより、被検体６内で移動するエコー源、たとえば血液等の平均風速Ｖとその分散Ｔおよびドップラ信号のパワーＰＷを表すそれぞれのデータが音線毎に得られる。
これらの画像データは、音線上の各点（ピクセル）の平均流速、分散およびパワーを示す。なお、平均流速は音線方向の成分として得られる。また、超音波プローブ３１に近づく方向と遠ざかる方向とが区別される。
なお、エコー源は血液に限るものではなく、たとえば血管等に注入されたマイクロバルーン造影剤等であってもよい。
【００６８】
画像処理部３５は、Ｂモード処理部３３から入力される複数系統のＢモード画像データに基づいて複数のＢモード画像をそれぞれ生成し、また、ドップラ処理部３４からのデータに基づいてドップラ画像を生成し、生成したＢモード画像またはドップラ画像を信号Ｓ３として画像処理装置４に出力する。
【００６９】
図８は、図４の画像処理部３５の構成例を示す図である。
画像処理部３５は、図８に示すように、バス３５１によって接続された音線データメモリ３５２、ディジタル・スキャンコンバータ３５３、画像メモリ３５４、および画像処理プロセッサ３５５を有している。
【００７０】
Ｂモード処理部３３から音線毎に入力されたＢモード画像データおよびドップラ処理部３４から入力されたドップラ画像データは、音線データメモリ３５２にそれぞれ記憶される。音線データメモリ３５２内にはそれぞれの音線デー夕空間が形成される。
【００７１】
ディジタル・スキャンコンバータ３５３は、走査変換により音線データ空間のデータを物理空間のデータに変換する。
ディジタル・スキャンコンバータ３５３によって変換された画像データは、画像メモリ３５４に記憶される。すなわち、画像メモリ３５４は、物理空間の画像データを記憶する。
画像処理プロセッサ３５５は、音線データメモリ３５２および画像メモリ３５４のデータについてそれぞれ所定のデータ処理を施す。
【００７２】
また、画像処理部３５には、表示部３６が接続されている。
表示部３６は、画像処理部３５から画像信号が与えられ、それに基づいて画像を表示する。表示部３６は、たとえばカラー画像が表示可能なグラフィックディスプレイ等によって構成される。
【００７３】
制御部３７は、送受信部３２、Ｂモード処理部３３、ドップラ処理部３４、画像処理部３５、および表示部３６の各部に制御信号ＣＴＬを与えてその動作を制御する。
また、制御部３７には、被制御の各部から各種の報知信号が入力される。
そして、制御部３７による制御の下で、超音波撮像が遂行される。
さらに、制御部３７には操作部３８が接続されている。
操作部３８は操作者によって操作され、制御部３７に所望の指令や情報を入力する。操作部３８は、たとえばキーボードやその他の操作具を備えた操作パネルで構成される。
【００７４】
画像合成装置４は、たとえばワークステーション等により構成され、ＭＲＩ装置２により事前に取得された、たとえば図９（ａ）に示すような、血管▲１▼、腫瘍▲２▼、体表▲３▼、並びに検査のために被検体内に挿入された生検針体▲４▼を含む臓器に関する高分解能、高コントラスト分解能のＭＲ画像信号Ｓ２を受けて一旦記憶装置等に蓄積しておき、超音波撮像装置３によりリアルタイムに得られるＵＳ画像信号Ｓ３を受けて、図９（ｂ）に示すように、ＵＳ画像から臓器の境界などの特徴点（線）を抽出し、ＵＳ画像の特徴から、その情報と整合させるように（つじつまがあうように）、事前に取得されメモリに保持したＭＲ画像を、図９（ｃ）に示すように変形させて、ＭＲ画像とＵＳ画像の画像情報間に矛盾をなくした補正ＭＲ画像を生成し、表示装置５に表示させる。
すなわち、本実施形態のように、同一対象を時間をおいて撮像した場合、それらの複数枚の画像を相互に比較するためには、正確に重ね合せをする必要がある。すなわち、画像整合装置４は、位置合わせという操作を行う。
位置合わせに際しては、ＭＲ画像とＵＳ画像のでの対応関係を明らかにしておく必要がある。
たとえばいくつかの基準点が共通に求められる場合には、これらの座標を用いて後述する座標変換方法に従って座標変換を行い、一方の画像を他方の画像に重ね合わせることができる。
【００７５】
また、画像合成装置４は、超音波撮像装置３によりリアルタイムに得られるＵＳ画像信号Ｓ３を受けて、図１０（ｂ）に示すように、ＵＳ画像から臓器の境界や血管等の特定的な特徴部を抽出し、図１０（ｃ）に示すように、磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁気共鳴画像の特定的な特徴部に対してＵＳ画像の対応する特徴部（この例では血管領域）▲５▼を位置合わせし、この特定的な特徴部のＵＳ画像（この場合は、ドップラ画像）を重ね合わせた磁気共鳴画像を生成する。
【００７６】
図１１は、画像合成装置４の構成例を示す図である。
画像合成装置４は、図９に示すように、事前に取得した高分解能、高コントラスト分解能のＭＲ画像信号Ｓ２を記憶するハードディスク装置等からなる記憶装置４１、超音波撮像装置３によるＵＳ画像信号Ｓ３からＵＳ画像の特徴を抽出する特徴抽出部４２、および特徴抽出部４２で抽出されたＵＳ画像の特徴から、その情報と整合させるように、記憶装置４１に保持したＭＲ画像を変形させて、ＭＲ画像とＵＳ画像の画像情報間に矛盾をなくした補正ＭＲ画像を生成するＭＲ画像補正部４３を有する。
また、本実施形態における特徴抽出部４２は、超音波撮像装置３による被検部位の超音波画像データ（ドップラ画像）からＵＳ画像の少なくとも特定的な特徴部、たとえば血流像を含む血管領域を抽出する。
そして、ＭＲ画像補正部４３は、事前に取得され記憶装置４１に保持されたＭＲ画像を読み出し、読み出したＭＲ画像の特定的な特徴部に対してＵＳ画像の対応する特徴部を位置合わせし、特定的な特徴部のＵＳ画像を重ね合わせてＭＲ画像を補正する。
【００７７】
なお、臓器の特徴点（線）は、図９（ａ）に示すような、血管▲１▼、腫瘍▲２▼、体表▲３▼等に基づいて検出する。
特徴抽出部４２は、たとえば位置情報および輝度データに基づいて、抽出体対象領域の形状や位置等の特徴を検出する。
なお、腫瘍▲２▼の特徴パラメータは、形状、形態、位置、エコー、およびテクスチャの５つに大別できる。
たとえば腫瘤の形状や形態の特徴パラメータをもとめるためには、輪郭抽出処理を行う。
エコーに関する特徴は、たとえば腫瘤内部、外側、後部、後部外側陰影、および同じ深さの濃度平均値と分散を求め、それらの差や比を一つの特徴パラメータとする。
また、テクスチャは、腫瘤の種類により内部組成が異なることから違いがある。テクスチャの特徴パラメータとしては、一様性、コントラスト、エントロピー、濃度相関が用いられる。テクスチャを定量化するには、たとえばフーリエ変換法、同時共起行列法、フラクタル法などが用いられる。
また、特徴パラメータである位置パラメータは、たとえば皮膚から臓器の体表▲３▼までの距離等が用いられる。
【００７８】
ＭＲ画像補正部４３がＭＲ画像を矛盾がないようにＵＳ画像に整合させる変形処理等においては、以下に示すような位置合わせが行われる。
【００７９】
すなわち、上述したように、本実施形態のように、同一対象を時間をおいて撮像したり、あるいは異なる撮像系や波長を用いて撮像した場合、それらの複数枚の画像を相互に比較するためには、正確に重ね合せをする必要がある。
このような操作を位置合わせという。
位置合わせに際しては、画像間での対応関係を明らかにしておく必要がある。いくつかの基準点が共通に求められる場合には、これらの座標を用いて後述する座標変換方法に従って座標変換を行い、一方の画像を他方の画像に重ね合わせることができる。
基準点が明確でない場合には、一方の画像の小領域が他方の画像内のどの領域に最も似ているかを検出することによって２枚の画像間での対応付けを行う。
基本的には、２枚の画像が平行移動で重なる関係にある場合に有効である。若干のひずみがあっても適用可能であるが、たとえば大きさが異なるなどの場合には上述したように、画像の特徴を抽出して特徴記述間のマッチング行う。
領域間での類似度を判定して対応点（領域）の検出を行う方法は、テンプレートマッチングと呼ばれる。
テンプレートマッチング法では 基準とする画像内の小領域をテンプレートとし、他方の画像内でこのテンプレートと最も類似した領域を探し出す（マッチング）ことが行われる。
【００８０】
座標変換
幾何学的変換（変形）は、ｘ−ｙ座標系で表現された画像ｆ（ｘ，ｙ）を、別の座標系であるｕ−ｖ座標系を用いた画像ｇ（ｕ，ｖ）に変換する座標変換の問題として扱うことができる。
すなわち、図１０（ａ），（ｂ）に示すように、画像２中の座標（ｕ，ｖ）にある画素P ’が、画像１中の座標（ｘ，ｙ）にある画素P に対応するとする。このとき、座標変換を表現する関数ｐ（ｘ，ｙ）、ｑ（ｘ，ｙ）を用いて、次のように表現できる。
【００８１】
【数１】
ｕ＝ｐ（ｘ，ｙ）
ｖ＝ｑ（ｘ，ｙ） …（１）
【００８２】
関数ｐ，ｑとしては、次の与え方がある。
(1) 平行移動、回転拡大・縮小などあらかじめ変換式が与えられている場合、 (2) 基準となる画像( たとえば正方格子状のパターン) を撮像し、撮像系におけるひずみ特性を解析的に求める場合、
(3) 互いに位置を合わせようとする画像相互で対応する点を指定し、これらの対応関係から変換式を推定する場合、
である。
【００８３】
(3) の場合、変換式としてはたとえば次式で表現される多項式表現が用いられる。
【００８４】
【数２】
【００８５】
画像１と２とで対応する点の組（ｘk ，ｙk ），（ｕk ，ｖk ）を複数求め、式（２）に代入してａij、ｂijに関する連立方程式をたてる。これを最小２乗法を用いて解くことにより係数ａij、ｂijの値が求まり変換式が確定する。
【００８６】
なお、位置ずれ補正には、特別な付加的な装置は必要とせず、ＭＲ画像とＵＳ画像のイメージの特徴的な点・線・面を用いて行うことが可能である。
たとえば上述したように、体表の位置、血管の位置、組織の境界、腫瘍の境界等はどちらの画像においてもコントラストがその境界において大きく変化することが多いため、微分画像などにより自動的に抽出するように構成することが可能である。変形や位置ずれがあまり大きくない場合は、互いの対応する位置同士を自動的に対応させることが可能である。
画像中の部分的な対応がわかっていれば、補間等により特徴点でない位置においても対応する位置同士を判別することが可能である。
【００８７】
次に、上記構成による動作を説明する。
【００８８】
先ず、クッションを介してクレードル２６上に載せられた被検体６が、図示しない搬送部によって、本体装置２０のマグネットシステム２１のギャップ２１１内に搬入される。
【００８９】
次に、被検体６の被検部位、たとえば腹部をギャップ２１１内のマグネットセンタに位置させる。このとき、マグネットセンタを含むギャップ２１１内の所定の領域には、主磁場マグネット部２１２による静磁場が形成されている。
【００９０】
そして、オペレータＯＰにより、被検部位に対応したプロトコル情報が操作部２８から入力される。
操作部２８から入力されたプロトコルに関する情報（プロトコル番号等）がデータ処理部３１により制御部２５に供給される。
【００９１】
制御部２５では、オペレータコンソール２Ｂのデータ処理部２７により実行すべきプロトコルの指定があると、オペレータコンソール２Ｂのデータ処理部２７から送られてくる被検体６の被検部位に対応した実行すべきプロトコルに即して、あらかじめ決められた繰り返し時間ＴＲ内において所定のパルスシーケンスが所定回数繰り返される駆動信号ＤＲ１をＲＦコイル部２１４に印加するようにＲＦ駆動部２２が制御され、実行すべきプロトコルに即して、１ＴＲ内に、所定のパターンのパルス信号を勾配コイル２１３に印加するように勾配駆動部２３が制御される。
【００９２】
ＲＦ駆動部２２では、制御部２５の指示に基づいたプロトコル対応の駆動信号ＤＲ１がＲＦコイル部２１４に印加され、勾配駆動部２３では、制御部２５の指示に基づいたプロトコル対応の駆動信号ＤＲ２が勾配コイル部２１３に印加される。
【００９３】
そして、ＲＦコイル部２１４より発生された高周波磁場に基づき、被検部位のスピンが励起され、励起信号の送信を打ち切った後に外部に放射される電磁波が受信コイルで受信される。
【００９４】
これにより、被検体６の被検部位で励起されたスピンが生じる電磁波が磁気共鳴信号として取り出され、これがデータ収集部２４で収集され、検査結果のデータとしてオペレータコンソール２Ｂのデータ処理部２７に出力される。
すなわち、被検部位の撮像が行われる。
【００９５】
データ処理部２７では、データ収集部２４から入力したデータがメモリに記憶され、メモリ内にデータ空間が形成される。データ処理部２７では、これら２次元フーリエ空間のデータを２次元逆フーリエ変換して被検体６の被検部位の画像が生成（再構成）される。
そして、データ処理部２７から再構成画像が信号Ｓ２として画像合成装置４に供給される。
【００９６】
画像合成装置４では、信号Ｓ２として入力したＭＲ画像が記憶装置４１に一旦格納される。
【００９７】
次に、超音波撮像装置３により、ＭＲＩ装置２で撮像した被検体の同一被検部位が撮像される。
【００９８】
すなわち、超音波プローブ３１が被検体６の所望の個所に当接され、操作部３７を操作して撮像が行われる。
撮像は、制御部３６による制御の下で遂行される。
具体的には、たとえばセクタスキャンにより、各音線ごとに超音波ビームが送波され、そのエコーが送受信部３２で受信され、各音線のエコー受信信号に基づき、Ｂモード処理部３３でＢモード画像データが形成される。また、ドップラ処理部３４でドップラ画像データが形成される。これらのＢモード画像データおよびドップラ画像データは、画像処理部３５の音線データメモリ３５２に記憶される。
画像処理部３５では、画像処理プロセッサ３５５により音線データメモリ３５２の複数系統のＢモード画像データまたはドップラ画像データが、ディジタル・スキャンコンバータ３５３で走査変換されて、それぞれ画像メモリ３５４に書き込まれる。
ここで、操作部３８を操作して、これらのＢモード画像およびドップラ画像を表示部３６に表示させる。そして、表示された基本波エコー像と第２高調波エコー像とを観察し、両画像の比較対照等により診断（検査）が行われる。第２高調波エコー像は、被検体の体表から始まる画像を含むので、基本波エコー像との比較対照を行うのに都合が良い。
また、画像処理部３５からは、生成したＢモード画像データおよびドップラ画像データが信号Ｓ３として画像処理装置４に出力される。
【００９９】
画像合成装置４では、上述したように、ＭＲＩ装置２により事前に取得された所定の臓器に関する高分解能、高コントラスト分解能のＭＲ画像データが記憶装置４１に格納されている。
そして、画像合成装置４では、超音波撮像装置３によりリアルタイムに得られるＵＳ画像信号Ｓ３を受けて、特徴抽出部４２によりＵＳ画像から臓器の境界などの特徴点（線）が抽出され、ＭＲ画像補正部４３に出力される。
ＭＲ画像補正部４３では、ＵＳ画像の特徴から、その情報と整合させるように記憶装置４１に格納されている事前に取得されたＭＲ画像が変形されて、ＭＲ画像とＵＳ画像の画像情報間に矛盾をなくした補正ＭＲ画像が生成される。
これと並行してさらに、磁気共鳴画像補正部４３では、読み出したＭＲ画像の特定的な特徴部、たとえば血管等に対してＵＳ画像の対応する特徴部である血管部を位置合わせし、特定的な特徴部、たとえば血管領域のＵＳ画像（ドップラ画像からなる血流像）が重ね合わされてＭＲ画像が生成される。
この補正され、リアルタイムに生成されたＵＳ画像と整合され、両画像間に矛盾がなく、しかも高分解能、高コントラスト分解能で血流情報がリアルタイムに付加されたＭＲ画像が表示装置５に表示される。
【０１００】
そして、被検体６の被検部位のデータ収集が完了すると、図示しない搬送部によって、クレードル２６と共に被検体６がギャップ２１１の外に搬出される。
【０１０１】
以上説明したように、本実施形態によれば、超音波撮像装置３によりリアルタイムに得られるＵＳ画像信号Ｓ３を受けて、特徴抽出部４２により超音波撮像装置３による被検部位の超音波画像データ（ドップラ画像）からＵＳ画像の少なくとも特定的な特徴部、たとえば血流像を含む血管領域を抽出し、事前に取得され記憶装置４１に保持されたＭＲ画像を読み出し、読み出したＭＲ画像の特定的な特徴部に対してＵＳ画像の対応する特徴部を位置合わせし、特定的な特徴部のＵＳ画像を重ね合わせてＭＲ画像を補正し、補正ＭＲ画像を表示装置５に表示する画像合成装置４を設けたので、ＭＲＩ装置と超音波撮像装置の画像情報から真に有用な高分解能、高コントラスト分解能で血流情報等を含むＭＲ画像をリアルタイムに得ることができる利点がある。
したがって、医師等は有用な情報に基づいてより正確かつ的確な診断を行うことが可能となる。
【０１０２】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、ＭＲＩ装置と超音波撮像装置の画像情報から真に有用な合成画像をリアルタイムに得ることができる利点がある。
したがって、医師等は有用な情報に基づいてより正確かつ的確な診断を行うことが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係る画像診断支援システムの一実施形態を示す構成図である。
【図２】本実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。
【図３】スピンエコー法のパルスシーケンスについて説明するためのタイミングチャートである。
【図４】本実施形態に係る超音波撮像装置の構成例を示す図である。
【図５】図４の送受信部の構成例を示す図である。
【図６】図４のＢモード処理部の構成例を示す図である。
【図７】図４のドップラ処理部の構成例を示す図である。
【図８】図４の画像処理部の構成例を示す図である。
【図９】本発明に係るＭＲＩ装置によるＭＲ画像、超音波撮像装置によるＵＳ画像、および補正後のＭＲ画像を示す図である。
【図１０】本発明に係るＭＲＩ装置によるＭＲ画像、超音波撮像装置によるＵＳ画像、および補正後のＭＲ画像を示す図である。
【図１１】本発明に係る画像合成装置の構成例を示す図である。
【図１２】座標変換を説明するための図である。
【符号の説明】
１…画像診断支援システム、２…ＭＲＩ装置、２Ａ…本体装置、２１…マグネットシステム、２１１…ギャップ、２１２…主磁場マグネット部、２１３…勾配コイル部、２１４…ＲＦコイル部、２２…ＲＦ駆動部、２３…勾配駆動部、２４…データ収集部、２５…制御部、２６…クレードル、２Ｂ…オペレータコンソール、２７…データ処理部、２８…操作部、２９…表示部、３…超音波撮像装置、３１…超音波プローブ、３２…送受信部、３２１…送波タイミング発生回路、３２２…送波ビームフォーマ、３２３…送受切換回路、３２４…受波ビームフォーマ、３３…Ｂモード処理部、３３１…対数増幅回路、３３２…包絡線検波回路、３４…ドップラ処理部、３４１…直交検波回路、３４２…ＭＴＩフィルタ、３４３…自己相関演算回路、３４４…平均流速演算回路、３４５…分散演算回路、３４６…パワー演算回路、３５…画像処理部、３５１…バス、３５２…音線データメモリ、３５３…ディジタル・スキャンコンバータ、３５４…画像メモリ、３５５…画像プロセッサ、３６…表示部、３７…制御部、３８…操作部、４…画像合成装置、４１…記憶装置、４２…特徴抽出部、４３…ＭＲ画像補正部、５…表示装置、６…被検体。
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置による画像（以下、ＭＲ画像という）、および超音波撮像装置による画像（以下、ＵＳ画像という）を合成して、医師の診断を支援する画像診断支援システムおよびその合成のための画像処理方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置では、静磁場空間に被検体を収容し、磁気共鳴を利用して被検体の被検部位を撮像する。
具体的には、励起パルスで被検体内のスピン（ｓｐｉｎ）を励起し、それによって生じる磁気共鳴信号を、たとえばスピンエコー（ｓｐｉｎｅｃｈｏ）またはグラディエントエコー（ｇｒａｄｉｅｎｔｅｃｈｏ）として２次元フーリエ空間に収集する。
磁気共鳴信号には、いわゆるビュー（ｖｉｅｗ）毎に異なる位相エンコードを付与し、２次元フーリエ空間において位相軸上の位置が異なる複数のビューのエコーデータをそれぞれ収集する。
そして、収集した全ビューのエコーデータを２次元逆フーリエ変換することにより、画像を再構成し、再構成画像を表示装置に表示する。
【０００３】
また、超音波撮像装置では、超音波プローブを被検体の被検部位に当接させて被検体に超音波を送波し、たとえば被検体内での非線形効果による高調波エコーに基づいて画像を生成し、表示装置に表示する。
【０００４】
これらのＭＲＩ装置および超音波撮像装置は、同じ電磁波シールド内で使用可能であるが、それぞれに装置が独立に画像を収集して表示するような形態で利用され、それぞれの画像は個別に医師等の検査時や手術中の診断の判定に用いられていた。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、このような利用形態では、検査中や手術中に個別に装置を使い分ける必要があり、操作が煩雑であることから、ＭＲＩ装置の撮影断層像に応じた超音波撮影断面を容易に収集し、両画像を合成表示して診断に有用な画像を得ることが可能な超音波およびＭＲＩ複合診断装置が提案されている（たとえば、特開平９−２４０３４号公報、特開平９−２４０３５号公報 参照）。
【０００６】
この超音波およびＭＲＩ複合診断装置は、ＭＲ画像とＵＳ画像を合成表示するのであるが、ＭＲ画像とＵＳ画像には、以下に示すような長所と短所を有することから、両画像を単に合成するだけでは、両者の画像情報の矛盾等から真に有用な画像をリアルタイムに得ることは困難である。
【０００７】
すなわち、ＭＲＩ装置は、一般に軟部組織のコントラスト分解能に優れており、高空間分解能画像を得ることができるが、撮像時間が超音波診断装置に比べて長いという欠点がある。
超音波診断装置は、リアルタイムイメージングが可能であるが、ＭＲ画像に比べて画像が粗いという欠点がある。
【０００８】
また、上記提案された超音波およびＭＲＩ複合診断装置において、たとえばＭＲＩ装置で形態的な情報を取得し、超音波撮像装置のドップラモードの画像を重ね合わせる場合を想定すると、生体を撮像対象とすることから、呼吸や突発的な運動により相互の位置ずれが起きる可能性が容易に推察できる。
【０００９】
本発明は、かかる事情に鑑みてなされたものであり、その目的は、ＭＲＩ装置と超音波撮像装置の画像情報から真に有用な合成画像をリアルタイムに得ることが可能な画像診断支援システムおよび画像処理方法を提供することにある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明の第１の観点は、異なる撮像装置で撮像された被検体の被検部位の複数の画像データを合成処理する画像診断支援システムであって、静磁場空間に被検体を収容し、磁気共鳴信号を得るパルスシーケンスでデータを収集し、収集したデータに基づいて画像を生成する磁気共鳴撮像装置と、被検体に超音波を送波し画像を生成する超音波撮像装置と、上記超音波撮像装置による被検部位の超音波画像データを用いて、少なくとも上記超音波画像の特定的な特徴部を抽出し、上記磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁気共鳴画像の上記特定的な特徴部に対して上記超音波画像の対応する特徴部を位置合わせし、超音波画像を重ね合わせた磁気共鳴画像を生成する画像合成装置とを有する。
【００１１】
第１の観点では、上記画像合成装置は、上記超音波撮像装置による被検部位の超音波画像データを受けて、上記超音波画像の特徴を抽出し、当該特徴情報と整合させるように、上記磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁気共鳴画像を変形させて、磁気共鳴画像を補正する。
【００１２】
また、第１の観点では、上記画像合成装置により補正された磁気共鳴画像を表示する表示装置を有する。
【００１３】
また、第１の観点では、上記画像合成装置は、上記磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁気共鳴画像データを記憶する記憶装置を有し、上記画像合成装置は、上記記憶装置から読み出した磁気共鳴画像に対して上記位置合わせおよび重ね合わせ処理を行う。
【００１４】
また、第１の観点では、上記画像合成装置は、上記磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁気共鳴画像データを記憶する記憶装置と、上記超音波撮像装置による被検部位の超音波画像データから超音波画像の少なくとも特定的な特徴部を抽出する特徴抽出部と、事前に取得され上記記憶装置に保持された磁気共鳴画像を読み出し、読み出した磁気共鳴画像の上記特定的な特徴部に対して上記超音波画像の対応する特徴部を位置合わせし、当該特定的な特徴部の超音波画像を重ね合わせて磁気共鳴画像を補正する磁気共鳴画像補正部とを有する。
【００１５】
また、第１の観点では、上記磁気共鳴撮像装置は、励起パルスで被検体内のスピンを励起することによって生じる磁気共鳴信号を、エコーデータとして２次元フーリエ空間に収集し、収集したエコーデータを２次元逆フーリエ変換することにより、画像を再構成して上記画像合成装置に出力する。
【００１６】
また、第１の観点では、上記超音波撮像装置は、超音波プローブを通して得られたエコー受信信号のドップラシフトに基づいた超音波画像をリアルタイムに生成して上記画像合成装置に出力する。
【００１７】
本発明の第２の観点は、異なる撮像装置で撮像された被検体の被検部位の複数の画像データを合成処理する画像処理方法であって、磁気共鳴撮像装置における静磁場空間に被検体を収容し、磁気共鳴信号を得るパルスシーケンスでデータを収集し、収集したデータに基づいて画像を生成することにより磁気共鳴画像データを事前に取得しておき、超音波撮像装置により、被検体に超音波を送波して超音波画像データをリアルタイムに生成し、生成された超音波画像の少なくとも特定的な特徴部を抽出し、上記磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁気共鳴画像の上記特定的な特徴部に対して上記超音波画像の対応する特徴部を位置合わせし、超音波画像を重ね合わせた磁気共鳴画像を生成する。
【００１８】
第２の観点では、上記超音波画像の特徴を抽出し、上記抽出した特徴情報と整合させるように、事前に取得された磁気共鳴画像を変形させて、磁気共鳴画像を補正する。
【００１９】
また、第２の観点では、上記補正された磁気共鳴画像を表示する。
【００２０】
また、第２の観点では、上記磁気共鳴画像データは、励起パルスで被検体内のスピンを励起することによって生じる磁気共鳴信号を、エコーデータとして２次元フーリエ空間に収集し、収集したエコーデータを２次元逆フーリエ変換することにより、画像を再構成して生成する。
【００２１】
また、第２の観点では、上記超音波画像データは、超音波プローブを通して得られたエコー受信信号のドップラシフトに基づいた超音波画像をリアルタイムに形成して生成する。
【００２２】
本発明によれば、まず、磁気共鳴撮像装置において、静磁場空間に被検体が収容され、励起パルスで被検体内のスピンを励起することによって生じる磁気共鳴信号が、エコーデータとして２次元フーリエ空間に収集される。そして、収集したエコーデータが２次元逆フーリエ変換され、これにより、画像が再構成されて画像合成装置に出力される。
画像合成装置では、磁気共鳴撮像装置による高分解能、高コントラスト分解能の磁気共鳴画像データがたとえば記憶装置に一端記憶される。
次に、超音波撮像装置の超音波プローブを通して得られたエコー受信信号のドップラシフトに基づいた超音波画像がリアルタイムに形成され、生成されたたとえば血流像である超音波画像データが画像合成装置に出力される。
画像合成装置では、超音波撮像装置によりリアルタイムに得られる超音波画像データを受けて、特徴抽出部により超音波画像から、たとえば被検部位の臓器の境界や血管などの特徴部が抽出され、磁気共鳴画像補正部に出力される。
磁気共鳴画像補正部では、超音波画像の特徴から、その情報と整合させるように記憶装置に格納されている事前に取得された磁気共鳴画像が変形されて、超音波画像と矛盾をなくした補正磁気共鳴画像が生成される。
これと並行してさらに、磁気共鳴画像補正部では、読み出した磁気共鳴画像の特定的な特徴部、たとえば血管等に対して超音波画像の対応する特徴部である血管部を位置合わせし、当該特定的な特徴部、たとえば血管領域の超音波画像（血流像）が重ね合わされて磁気共鳴画像が生成される。
この補正され、リアルタイムに生成された超音波画像と整合され、両画像間に矛盾がなく、しかも高分解能、高コントラスト分解能の磁気共鳴画像が表示装置に表示される。
【００２３】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態に係る画像診断支援システムについて図面に関連付けて説明する。
【００２４】
図１は、本発明に係る画像診断支援システムの一実施形態を示す構成図である。
本画像診断支援システム１は、図１に示すように、ＭＲＩ装置２、超音波撮像装置３、画像合成装置４、および表示装置５を有している。
なお、本実施形態では、超音波撮像装置３は、被検体内での非線形効果による高調波エコーに基づいて画像を生成する装置を例に説明するが、本発明は他の超音波撮像装置にも適用することができる。
【００２５】
ＭＲＩ装置２は、静磁場空間に被検体を収容し、磁気共鳴を利用して被検体の被検部位に、励起パルスで被検体内のスピン（ｓｐｉｎ）を励起し、それによって生じる磁気共鳴信号を、たとえばスピンエコー（ｓｐｉｎｅｃｈｏ）またはグラディエントエコー（ｇｒａｄｉｅｎｔｅｃｈｏ）として２次元フーリエ空間に収集し、収集した全ビューのエコーデータを２次元逆フーリエ変換することにより、画像を再構成し、再構成画像データを信号Ｓ２として画像合成装置４に供給するとともに、表示部に表示する。
【００２６】
図２は、本実施形態に係るＭＲＩ装置２の構成例を示す図である。
【００２７】
本実施形態に係るＭＲＩ装置２は、図２に示すように、マグネットからの放射電磁波の洩漏や外乱電磁波の進入を防止する閉空間を形成した図示しないスキャンルームに配設される本体装置２Ａ、およびたとえばスキャンルームに隣接して設けられた操作ルーム内のオペレータＯＰが操作等するオペレータコンソール２Ｂを主構成要素として有している。
【００２８】
本体装置２Ａは、図２に示すように、マグネットシステム２１、ＲＦ駆動部２２、勾配駆動部２３、データ収集部２４、制御部２５、およびクレードル２６を有している。
【００２９】
マグネットシステム２１は、図２に示すように、上下の磁石に挟まれた内部空間（ギャップ：ｇａｐ）２１１を有し、ギャップ２１１内には、クッションを介して被検体６を載せたクレードル２６が図示しない搬送部によって搬入される。
【００３０】
マグネットシステム２１内には、図２に示すように、ギャップ２１１内のマグネットセンタ（走査する中心位置）の周囲に、主磁場マグネット部２１２ａ，２１２ｂ、勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂ、およびＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂが配置されている。
【００３１】
主磁場マグネット部２１２ａ，２１２ｂ、勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂ、およびＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂのそれぞれは、検査時に被検体６が位置するギャップ２１１内の空間を挟んで対向する１対のコイルからなる。
【００３２】
主磁場マグネット部２１２ａ，２１２ｂは、ギャップ２１１内に静磁場を形成する。静磁場の方向は、たとえば概ね被検体６の体軸方向と直交する方向である。すなわち、垂直磁場を形成する。主磁場マグネット部２１２ａ，２１２ｂを構成する一対の主磁場マグネットは、たとえば永久磁石などを用いて構成される。
【００３３】
勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂは、ＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂが受信する磁気共鳴信号に３次元の位置情報を持たせるために、主磁場マグネット部２１２ａ，２１２ｂが形成した静磁場の強度に勾配を付加する勾配磁場を発生する。
勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂが発生する勾配磁場は、スライス（ｓｌｉｃｅ）勾配磁場、リードアウト（ｒｅａｄ ｏｕｔ）勾配磁場およびフェーズエンコード（ｐｈａｓｅ ｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場の３種類であり、これら３種類の勾配磁場に対応して勾配コイル部２１３は３系統の勾配コイルを有する。
【００３４】
ＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂは、主磁場マグネット部２１２が形成した静磁場空間内で被検体６の体内にスピンを励起するための高周波磁場を形成する。ここで、高周波磁場を形成することをＲＦ励起信号の送信という。ＲＦコイル部２１４は、被検体６の体内に励起されたスピンが生じる電磁波を磁気共鳴信号として受信する。
ＲＦコイル部２１４は、図示しない送信用コイルおよび受信用コイルを有する。送信用コイルおよび受信用コイルは、同じコイルを兼用するかあるいはそれぞれ専用のコイルを用いる。
【００３５】
なお、本実施形態の場合、ＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂは、ＲＦ駆動部２２によるプロトコル対応の駆動信号ＤＲ１を受けて高周波磁場を形成する。
磁気共鳴撮影処理においては、１繰り返し時間（ＴＲ；ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎｔｉｍｅ）毎に用いるパルスシーケンス（スキャンシーケンス）の数は、被検部位毎に対応して設定されたプロトコルによって異なる。
たとえば頭部等の被検部位に応じたプロトコル毎に、それぞれ異なる回数、たとえば６４回〜５１２回繰り返されて、６４ビューから５１２ビューのビューデータが得られる。
【００３６】
ＲＦ駆動部２２は、制御部２５の指示に基づいたプロトコル対応の駆動信号ＤＲ１をＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂに与えてＲＦ励起信号を発生させて、被検体６の体内のスピンを励起する。
【００３７】
勾配駆動部２３は、制御部２５の指示に基づいたプロトコル対応の駆動信号ＤＲ２を勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂに与えて勾配磁場を発生させる。
勾配駆動部２３は、勾配コイル部２１３の３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。
【００３８】
データ収集部２４は、ＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂが受信した受信信号を取り込み、それをビューデータ（ｖｉｅｗ ｄａｔａ）として収集して、オペレータコンソール２Ｂのデータ処理部２７に出力する。
【００３９】
制御部２５は、オペレータコンソール２Ｂのデータ処理部２７から送られてくる被検体６の被検部位に対応した実行すべきプロトコルに即して、あらかじめ決められた繰り返し時間ＴＲ内において所定のパルスシーケンスが所定回数繰り返される駆動信号ＤＲ１をＲＦコイル部２１４に印加するようにＲＦ駆動部２２を制御する。
同様に、制御部２５は、実行すべきプロトコルに即して、１ＴＲ内に、所定のパターンのパルス信号を勾配コイル２１３ａ，２１３ｂに印加するように勾配駆動部２３を制御する。
また、制御部２５は、ＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂが受信した受信信号を取り込み、それをビューデータ（ｖｉｅｗ ｄａｔａ）として収集して、オペレータコンソール２Ｂのデータ処理部２７に出力するように、データ収集部２４を制御する。
【００４０】
この磁気共鳴撮像用パルスシーケンスは、いわゆるスピンエコー（ＳＥ：Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法、グラディエントエコー（ＧＲＥ：ＧＲａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ）法、ファーストスピンエコー（ＦＳＥ：Ｆａｓｔ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法、ファーストリカバリＳＥ（Ｆａｓｔ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）法、エコープラナー・イメージング（ＥＰＩ：Ｅｃｈｏ Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ）法等、各撮像方法によって異なる。
【００４１】
ここで、各撮像方法のパルスシーケンスのうち、ＳＥ法のパルスシーケンスについて、図３に関連付けて説明する。
図３（ａ）はＳＥ法におけるＲＦ励起用の９０°パルスおよび１８０°パルスのシーケンスであり、ＲＦ駆動部２２がＲＦコイル部２１４に印加する駆動信号ＤＲ１に相当する。
図３（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）、および（ｅ）は、それぞれスライス勾配Ｇｓ、リードアウト勾配Ｇｒ、フェーズエンコード勾配Ｇｐ、およびスピンエコーＭＲのシーケンスであり、スライス勾配Ｇｓ、リードアウト勾配Ｇｒ、およびフェーズエンコード勾配Ｇｐのパルスは、勾配駆動部２３が勾配コイル部２１３に印加する駆動信号ＤＲ２に相当する。
【００４２】
図３（ａ）に示すように、ＲＦ駆動部２２によりＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂに対して９０°パルスが印加され、スピンの９０°励起が行われる。このとき、図３（ｂ）に示すように、勾配駆動部２３により勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂに対してスライス勾配パルスＧｓが印加され、所定のスライスについて選択励起が行われる。
図３（ａ）に示すように、９０°励起から所定の時間後に、ＲＦ駆動部２２によりＲＦコイル部２１４ａ，２１４ｂに対して１８０°パルスが印加され、１８０°励起、すなわちスピン反転が行われる。このときも、図３（ｂ）に示すように、勾配駆動部２３により勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂに対してスライス勾配パルスＧｓが印加され、同じスライスについて選択的な反転が行われる。
【００４３】
図３（ｃ）および（ｄ）に示すように、９０°励起とスピン反転の間の期間に、勾配駆動部２３により勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂに対してリードアウト勾配パルスＧｒ、およびフェーズエンコード勾配パルスＧｐが印加される。
そして、リードアウト勾配パルスＧｒによりスピンのディフェーズが行われ、フェーズエンコード勾配パルスＧｐによりスピンのフェーズエンコードが行われる。
【００４４】
スピン反転後、図３（ｃ）に示すように、勾配駆動部２３により勾配コイル部２１３ａ，２１３ｂに対してリードアウト勾配パルスＧｒが印加されて、リフェーズされて、図３（ｅ）に示すように、スピンエコーＭＲが発生される。
このスピンエコーＭＲは、データ収集部２４によりビューデータとして収集される。
【００４５】
制御部２５は、このようなパルスシーケンスで、実行プロトコルに応じて、周期ＴＲでたとえば６４〜５１２回繰り返すように、ＲＦ駆動部２２、勾配駆動部２３、およびデータ収集部２４を制御する。
また、制御部２５は、繰り返しのたびに、フェーズエンコード勾配パルスＧｐを変更し、毎回異なるフェーズエンコードを行うように、制御を行う。
【００４６】
オペレータコンソール２Ｂは、図２に示すように、データ処理部２７、操作部２８、および表示部２９を有している。
【００４７】
データ処理部２７は、データ収集部２４から取り込んだデータをメモリに記憶する。メモリ内にはデータ空間が形成される。メモリに形成されるデータ空間は、２次元フーリエ空間を構成する。
データ処理部２７は、これら２次元フーリエ空間のデータを２次元逆フーリエ変換、すなわちフーリエ周波数空間から実空間への変換を行って、被検体６の画像を生成（再構成）する。
そして、データ処理部２７は、再構成画像を信号Ｓ２として画像合成装置４に供給する。
なお、２次元フーリエ空間をｋスペースともいう。
【００４８】
データ処理部２７には、制御部２５が接続されており、制御部２５の上位にあってそれを統括する。
データ処理２７には、また、操作部２８、および表示部２９が接続されている。
【００４９】
操作部２８は、ポインティングデバイスを備えたキーボードやマウス等により構成され、オペレータＯＰの操作に応じた操作信号をデータ処理部２７に出力する。また。操作部２８からは、たとえば上述した実行すべきプロトコルの入力が行われる。データ処理部２７は、操作部２８から入力されたプロトコルに関する情報（プロトコル番号等）を制御部２５に供給する。
【００５０】
表示部２９は、グラフィックディスプレイ等により構成され、操作部２８からの操作信号に応じて、本体装置２Ａの動作状態に応じた所定の情報を表示する。
【００５１】
超音波撮像装置３は、超音波プローブを被検体の被検部位に当接させて被検体に超音波を送波し、被検体内での非線形効果による高調波エコーに基づいて画像を生成し、生成した画像データを信号Ｓ３として画像合成装置４に供給するとともに、表示部に表示する。
【００５２】
図４は、本実施形態に係る超音波撮像装置３の構成例を示す図である。
【００５３】
超音波撮像装置３は、図４に示すように、超音波プローブ３１、送受信部３２、Ｂモード処理部３３、ドップラ処理部３４、画像処理部３５、表示部３６、制御部３７、および操作部３８を有している。
【００５４】
超音波プローブ３１は、被検体６に当接されて超音波の送受波に使用される。超音波プローブ３１は、図示しない超音波トランスデューサアレイ(transducerarray)を有する。超音波トランスデューサアレイは、複数の超音波トランスデューサをアレイ状に配列して構成される。個々の超音波トランスデューサは、たとえばＰＺＴ（チタン(Ti)酸ジルコン(Zr)酸鉛）セラミックス(ceramics)等の圧電材料で構成される。
超音波プローブ３１は、ケーブル３９により送受信部３２に接続されている。
【００５５】
送受信部３２は、超音波ブローブ３１に駆動信号を与えて、超音波を送波させ、また、超音波プローブ３１が受波したエコーを受信する。
【００５６】
図５は、図４の送受信部３２の構成例を示す図である。
送受信部３２は、図５に示すように、送波タイミング発生回路３２１、送波ビームフォーマ３２２、送受切換回路３２３、および受信ビームフォーマ３２４を有している。
【００５７】
送波タイミング発生回路３２１は、送波タイミング信号Ｓ３２１を周期的に発生して送波ビームフォーマ３２２に供給する。
送波ビームフォーマ３２２は、送波タイミング信号Ｓ３２１に基づいて、送波ビームフォーミング信号、すなわち、超音波トランスデューサアレイ中の送波アパーチャ(aperture)を構成する複数の超音波トランスデューサを時間差をもって駆動する複数の駆動信号Ｓ３２２を発生し、送受切換回路３２３に出力する。
【００５８】
送受切換回路３２３は、複数の駆動信号Ｓ３２２を超音波プローブ３１の超音波トランスデューサアレイにケーブル３８を介して送信する。アレイ中の送波アパーチャを構成する複数の超音波トランスデューサは、複数の駆動信号の時間差に対応した位相差を持つ複数の超音波をぞれぞれ発生する。それら超音波の波面合成により超音波ビームが形成される。
超音波ビームの送波は、送波タイミング発生回路３２１が発生する送波タイミング信号Ｓ３２１により、所定の時間間隔で繰り返し行われる。
そして、超音波ビームの方位（音線の方位）は送波ビームフォーマ３２２によって所定量ずつ順次変更される。
それにより、被検体６の内部が、超音波ビームが形成する音線によって走査される。すなわち被検体６の内部が音線によって順次で走査される。
【００５９】
また、送受切換回路３２３は、超音波トランスデューサアレイ中の受波アパーチャが受波した複数のエコー信号を受波ビームフォーマ３２４に入力する。
受波ビームフォーマ３２４は、複数の受波エコーに時間差を付与して位相を調整し次いでそれら加算して、音線に沿ったエコー受信信号の形成、すなわち、受波のビームフォーミングを行う。受波ビームフォーマ３２４により、受波の音線も送波に合わせて走査される。
受波ビームフォーマ３２４は、各音線毎のエコー受信信号をＢモード処理部３３およびドップラ処理部３４に出力する。
【００６０】
以上の、送波タイミング発生回路３２１、送波ビームフォーマ３２２、送受切換回路３２３、および受信ビームフォーマ３２４は、制御部３６の制御信号ＣＴＬよって制御される。
【００６１】
Ｂモード処理部３３は、送受信部３２の受波ビームフォーマ３２４による各音線毎のエコー受信信号を受けて、Ｂモード画像データを形成する。
【００６２】
図６は、図４のＢモード処理部３３の構成例を示す図である。
Ｂモード処理部３３は、図６に示すように、対数増幅回路３３１および包絡線検波回路３３２を有している。
【００６３】
対数増幅回路３３１は、エコー受振信号を対数増幅する。
包絡線検波回路３３２は、対数増幅回路３３１で対数増幅された信号の包絡線検波を行って、音線上の個々の反射点でのエコーの強度を表す信号、すなわちＡスコープ信号を得て、このＡスコープ信号の各瞬時の振幅をそれぞれ輝度値として、Ｂモード画像データを生成し、画像処理部３５に出力する。
【００６４】
ドップラ処理部３４は、送受信部３２の受波ビームフォーマ３２４による各音線毎のエコー受信信号を受けて、ドップラ画像データを形成し、画像処理部３５に出力する。ドップラ画像データには、速度データ、分散データ、およびパワーデータが含まれる。
【００６５】
図７は、図４のドップラ処理部３４の構成例を示す図である。
ドップラ処理部３４は、図７に示すように、直交検波回路３４１、ＭＴＩ（ｍｏｖｉｎｇ ｔａｒｇｅｔ ｉｎｄｉｃａｔｉｏｎ）フィルタ３４２、自己相関演算回路３４３、平均流速演算回路３４４、分散演算回路３４５、およびパワー演算回路３４６を有している。
【００６６】
このドップラ処理部３４は、直交検波回路３４１でエコー受信信号を直交検波し、ＭＩＴフィルタ３４２でＭＴＩ処理してエコー信号のドップラシフトを求める。
また、ドップラ処理部３４は、自己相関演算回路３４３でＭＩＴフィルタ３４２の出力信号について自己相関演算を行い、平均流速演算回路３４４で自己相関演算結果から平均流速Ｖを求め、分散演算回路３４５で自己相関演算結果から流速の分散Ｔを求め、パワー演算回路３４６で自己相関演算結果からドップラシフトのパワー信号を求める。
【００６７】
これにより、被検体６内で移動するエコー源、たとえば血液等の平均風速Ｖとその分散Ｔおよびドップラ信号のパワーＰＷを表すそれぞれのデータが音線毎に得られる。
これらの画像データは、音線上の各点（ピクセル）の平均流速、分散およびパワーを示す。なお、平均流速は音線方向の成分として得られる。また、超音波プローブ３１に近づく方向と遠ざかる方向とが区別される。
なお、エコー源は血液に限るものではなく、たとえば血管等に注入されたマイクロバルーン造影剤等であってもよい。
【００６８】
画像処理部３５は、Ｂモード処理部３３から入力される複数系統のＢモード画像データに基づいて複数のＢモード画像をそれぞれ生成し、また、ドップラ処理部３４からのデータに基づいてドップラ画像を生成し、生成したＢモード画像またはドップラ画像を信号Ｓ３として画像処理装置４に出力する。
【００６９】
図８は、図４の画像処理部３５の構成例を示す図である。
画像処理部３５は、図８に示すように、バス３５１によって接続された音線データメモリ３５２、ディジタル・スキャンコンバータ３５３、画像メモリ３５４、および画像処理プロセッサ３５５を有している。
【００７０】
Ｂモード処理部３３から音線毎に入力されたＢモード画像データおよびドップラ処理部３４から入力されたドップラ画像データは、音線データメモリ３５２にそれぞれ記憶される。音線データメモリ３５２内にはそれぞれの音線デー夕空間が形成される。
【００７１】
ディジタル・スキャンコンバータ３５３は、走査変換により音線データ空間のデータを物理空間のデータに変換する。
ディジタル・スキャンコンバータ３５３によって変換された画像データは、画像メモリ３５４に記憶される。すなわち、画像メモリ３５４は、物理空間の画像データを記憶する。
画像処理プロセッサ３５５は、音線データメモリ３５２および画像メモリ３５４のデータについてそれぞれ所定のデータ処理を施す。
【００７２】
また、画像処理部３５には、表示部３６が接続されている。
表示部３６は、画像処理部３５から画像信号が与えられ、それに基づいて画像を表示する。表示部３６は、たとえばカラー画像が表示可能なグラフィックディスプレイ等によって構成される。
【００７３】
制御部３７は、送受信部３２、Ｂモード処理部３３、ドップラ処理部３４、画像処理部３５、および表示部３６の各部に制御信号ＣＴＬを与えてその動作を制御する。
また、制御部３７には、被制御の各部から各種の報知信号が入力される。
そして、制御部３７による制御の下で、超音波撮像が遂行される。
さらに、制御部３７には操作部３８が接続されている。
操作部３８は操作者によって操作され、制御部３７に所望の指令や情報を入力する。操作部３８は、たとえばキーボードやその他の操作具を備えた操作パネルで構成される。
【００７４】
画像合成装置４は、たとえばワークステーション等により構成され、ＭＲＩ装置２により事前に取得された、たとえば図９（ａ）に示すような、血管▲１▼、腫瘍▲２▼、体表▲３▼、並びに検査のために被検体内に挿入された生検針体▲４▼を含む臓器に関する高分解能、高コントラスト分解能のＭＲ画像信号Ｓ２を受けて一旦記憶装置等に蓄積しておき、超音波撮像装置３によりリアルタイムに得られるＵＳ画像信号Ｓ３を受けて、図９（ｂ）に示すように、ＵＳ画像から臓器の境界などの特徴点（線）を抽出し、ＵＳ画像の特徴から、その情報と整合させるように（つじつまがあうように）、事前に取得されメモリに保持したＭＲ画像を、図９（ｃ）に示すように変形させて、ＭＲ画像とＵＳ画像の画像情報間に矛盾をなくした補正ＭＲ画像を生成し、表示装置５に表示させる。
すなわち、本実施形態のように、同一対象を時間をおいて撮像した場合、それらの複数枚の画像を相互に比較するためには、正確に重ね合せをする必要がある。すなわち、画像整合装置４は、位置合わせという操作を行う。
位置合わせに際しては、ＭＲ画像とＵＳ画像のでの対応関係を明らかにしておく必要がある。
たとえばいくつかの基準点が共通に求められる場合には、これらの座標を用いて後述する座標変換方法に従って座標変換を行い、一方の画像を他方の画像に重ね合わせることができる。
【００７５】
また、画像合成装置４は、超音波撮像装置３によりリアルタイムに得られるＵＳ画像信号Ｓ３を受けて、図１０（ｂ）に示すように、ＵＳ画像から臓器の境界や血管等の特定的な特徴部を抽出し、図１０（ｃ）に示すように、磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁気共鳴画像の特定的な特徴部に対してＵＳ画像の対応する特徴部（この例では血管領域）▲５▼を位置合わせし、この特定的な特徴部のＵＳ画像（この場合は、ドップラ画像）を重ね合わせた磁気共鳴画像を生成する。
【００７６】
図１１は、画像合成装置４の構成例を示す図である。
画像合成装置４は、図９に示すように、事前に取得した高分解能、高コントラスト分解能のＭＲ画像信号Ｓ２を記憶するハードディスク装置等からなる記憶装置４１、超音波撮像装置３によるＵＳ画像信号Ｓ３からＵＳ画像の特徴を抽出する特徴抽出部４２、および特徴抽出部４２で抽出されたＵＳ画像の特徴から、その情報と整合させるように、記憶装置４１に保持したＭＲ画像を変形させて、ＭＲ画像とＵＳ画像の画像情報間に矛盾をなくした補正ＭＲ画像を生成するＭＲ画像補正部４３を有する。
また、本実施形態における特徴抽出部４２は、超音波撮像装置３による被検部位の超音波画像データ（ドップラ画像）からＵＳ画像の少なくとも特定的な特徴部、たとえば血流像を含む血管領域を抽出する。
そして、ＭＲ画像補正部４３は、事前に取得され記憶装置４１に保持されたＭＲ画像を読み出し、読み出したＭＲ画像の特定的な特徴部に対してＵＳ画像の対応する特徴部を位置合わせし、特定的な特徴部のＵＳ画像を重ね合わせてＭＲ画像を補正する。
【００７７】
なお、臓器の特徴点（線）は、図９（ａ）に示すような、血管▲１▼、腫瘍▲２▼、体表▲３▼等に基づいて検出する。
特徴抽出部４２は、たとえば位置情報および輝度データに基づいて、抽出体対象領域の形状や位置等の特徴を検出する。
なお、腫瘍▲２▼の特徴パラメータは、形状、形態、位置、エコー、およびテクスチャの５つに大別できる。
たとえば腫瘤の形状や形態の特徴パラメータをもとめるためには、輪郭抽出処理を行う。
エコーに関する特徴は、たとえば腫瘤内部、外側、後部、後部外側陰影、および同じ深さの濃度平均値と分散を求め、それらの差や比を一つの特徴パラメータとする。
また、テクスチャは、腫瘤の種類により内部組成が異なることから違いがある。テクスチャの特徴パラメータとしては、一様性、コントラスト、エントロピー、濃度相関が用いられる。テクスチャを定量化するには、たとえばフーリエ変換法、同時共起行列法、フラクタル法などが用いられる。
また、特徴パラメータである位置パラメータは、たとえば皮膚から臓器の体表▲３▼までの距離等が用いられる。
【００７８】
ＭＲ画像補正部４３がＭＲ画像を矛盾がないようにＵＳ画像に整合させる変形処理等においては、以下に示すような位置合わせが行われる。
【００７９】
すなわち、上述したように、本実施形態のように、同一対象を時間をおいて撮像したり、あるいは異なる撮像系や波長を用いて撮像した場合、それらの複数枚の画像を相互に比較するためには、正確に重ね合せをする必要がある。
このような操作を位置合わせという。
位置合わせに際しては、画像間での対応関係を明らかにしておく必要がある。いくつかの基準点が共通に求められる場合には、これらの座標を用いて後述する座標変換方法に従って座標変換を行い、一方の画像を他方の画像に重ね合わせることができる。
基準点が明確でない場合には、一方の画像の小領域が他方の画像内のどの領域に最も似ているかを検出することによって２枚の画像間での対応付けを行う。
基本的には、２枚の画像が平行移動で重なる関係にある場合に有効である。若干のひずみがあっても適用可能であるが、たとえば大きさが異なるなどの場合には上述したように、画像の特徴を抽出して特徴記述間のマッチング行う。
領域間での類似度を判定して対応点（領域）の検出を行う方法は、テンプレートマッチングと呼ばれる。
テンプレートマッチング法では 基準とする画像内の小領域をテンプレートとし、他方の画像内でこのテンプレートと最も類似した領域を探し出す（マッチング）ことが行われる。
【００８０】
座標変換
幾何学的変換（変形）は、ｘ−ｙ座標系で表現された画像ｆ（ｘ，ｙ）を、別の座標系であるｕ−ｖ座標系を用いた画像ｇ（ｕ，ｖ）に変換する座標変換の問題として扱うことができる。
すなわち、図１０（ａ），（ｂ）に示すように、画像２中の座標（ｕ，ｖ）にある画素P ’が、画像１中の座標（ｘ，ｙ）にある画素P に対応するとする。このとき、座標変換を表現する関数ｐ（ｘ，ｙ）、ｑ（ｘ，ｙ）を用いて、次のように表現できる。
【００８１】
【数１】
ｕ＝ｐ（ｘ，ｙ）
ｖ＝ｑ（ｘ，ｙ） …（１）
【００８２】
関数ｐ，ｑとしては、次の与え方がある。
(1) 平行移動、回転拡大・縮小などあらかじめ変換式が与えられている場合、 (2) 基準となる画像( たとえば正方格子状のパターン) を撮像し、撮像系におけるひずみ特性を解析的に求める場合、
(3) 互いに位置を合わせようとする画像相互で対応する点を指定し、これらの対応関係から変換式を推定する場合、
である。
【００８３】
(3) の場合、変換式としてはたとえば次式で表現される多項式表現が用いられる。
【００８４】
【数２】
画像１と２とで対応する点の組（ｘk ，ｙk ），（ｕk ，ｖk ）を複数求め、式（２）に代入してａij、ｂijに関する連立方程式をたてる。これを最小２乗法を用いて解くことにより係数ａij、ｂijの値が求まり変換式が確定する。
【００８６】
なお、位置ずれ補正には、特別な付加的な装置は必要とせず、ＭＲ画像とＵＳ画像のイメージの特徴的な点・線・面を用いて行うことが可能である。
たとえば上述したように、体表の位置、血管の位置、組織の境界、腫瘍の境界等はどちらの画像においてもコントラストがその境界において大きく変化することが多いため、微分画像などにより自動的に抽出するように構成することが可能である。変形や位置ずれがあまり大きくない場合は、互いの対応する位置同士を自動的に対応させることが可能である。
画像中の部分的な対応がわかっていれば、補間等により特徴点でない位置においても対応する位置同士を判別することが可能である。
【００８７】
次に、上記構成による動作を説明する。
【００８８】
先ず、クッションを介してクレードル２６上に載せられた被検体６が、図示しない搬送部によって、本体装置２０のマグネットシステム２１のギャップ２１１内に搬入される。
【００８９】
次に、被検体６の被検部位、たとえば腹部をギャップ２１１内のマグネットセンタに位置させる。このとき、マグネットセンタを含むギャップ２１１内の所定の領域には、主磁場マグネット部２１２による静磁場が形成されている。
【００９０】
そして、オペレータＯＰにより、被検部位に対応したプロトコル情報が操作部２８から入力される。
操作部２８から入力されたプロトコルに関する情報（プロトコル番号等）がデータ処理部３１により制御部２５に供給される。
【００９１】
制御部２５では、オペレータコンソール２Ｂのデータ処理部２７により実行すべきプロトコルの指定があると、オペレータコンソール２Ｂのデータ処理部２７から送られてくる被検体６の被検部位に対応した実行すべきプロトコルに即して、あらかじめ決められた繰り返し時間ＴＲ内において所定のパルスシーケンスが所定回数繰り返される駆動信号ＤＲ１をＲＦコイル部２１４に印加するようにＲＦ駆動部２２が制御され、実行すべきプロトコルに即して、１ＴＲ内に、所定のパターンのパルス信号を勾配コイル２１３に印加するように勾配駆動部２３が制御される。
【００９２】
ＲＦ駆動部２２では、制御部２５の指示に基づいたプロトコル対応の駆動信号ＤＲ１がＲＦコイル部２１４に印加され、勾配駆動部２３では、制御部２５の指示に基づいたプロトコル対応の駆動信号ＤＲ２が勾配コイル部２１３に印加される。
【００９３】
そして、ＲＦコイル部２１４より発生された高周波磁場に基づき、被検部位のスピンが励起され、励起信号の送信を打ち切った後に外部に放射される電磁波が受信コイルで受信される。
【００９４】
これにより、被検体６の被検部位で励起されたスピンが生じる電磁波が磁気共鳴信号として取り出され、これがデータ収集部２４で収集され、検査結果のデータとしてオペレータコンソール２Ｂのデータ処理部２７に出力される。
すなわち、被検部位の撮像が行われる。
【００９５】
データ処理部２７では、データ収集部２４から入力したデータがメモリに記憶され、メモリ内にデータ空間が形成される。データ処理部２７では、これら２次元フーリエ空間のデータを２次元逆フーリエ変換して被検体６の被検部位の画像が生成（再構成）される。
そして、データ処理部２７から再構成画像が信号Ｓ２として画像合成装置４に供給される。
【００９６】
画像合成装置４では、信号Ｓ２として入力したＭＲ画像が記憶装置４１に一旦格納される。
【００９７】
次に、超音波撮像装置３により、ＭＲＩ装置２で撮像した被検体の同一被検部位が撮像される。
【００９８】
すなわち、超音波プローブ３１が被検体６の所望の個所に当接され、操作部３７を操作して撮像が行われる。
撮像は、制御部３６による制御の下で遂行される。
具体的には、たとえばセクタスキャンにより、各音線ごとに超音波ビームが送波され、そのエコーが送受信部３２で受信され、各音線のエコー受信信号に基づき、Ｂモード処理部３３でＢモード画像データが形成される。また、ドップラ処理部３４でドップラ画像データが形成される。これらのＢモード画像データおよびドップラ画像データは、画像処理部３５の音線データメモリ３５２に記憶される。
画像処理部３５では、画像処理プロセッサ３５５により音線データメモリ３５２の複数系統のＢモード画像データまたはドップラ画像データが、ディジタル・スキャンコンバータ３５３で走査変換されて、それぞれ画像メモリ３５４に書き込まれる。
ここで、操作部３８を操作して、これらのＢモード画像およびドップラ画像を表示部３６に表示させる。そして、表示された基本波エコー像と第２高調波エコー像とを観察し、両画像の比較対照等により診断（検査）が行われる。第２高調波エコー像は、被検体の体表から始まる画像を含むので、基本波エコー像との比較対照を行うのに都合が良い。
また、画像処理部３５からは、生成したＢモード画像データおよびドップラ画像データが信号Ｓ３として画像処理装置４に出力される。
【００９９】
画像合成装置４では、上述したように、ＭＲＩ装置２により事前に取得された所定の臓器に関する高分解能、高コントラスト分解能のＭＲ画像データが記憶装置４１に格納されている。
そして、画像合成装置４では、超音波撮像装置３によりリアルタイムに得られるＵＳ画像信号Ｓ３を受けて、特徴抽出部４２によりＵＳ画像から臓器の境界などの特徴点（線）が抽出され、ＭＲ画像補正部４３に出力される。
ＭＲ画像補正部４３では、ＵＳ画像の特徴から、その情報と整合させるように記憶装置４１に格納されている事前に取得されたＭＲ画像が変形されて、ＭＲ画像とＵＳ画像の画像情報間に矛盾をなくした補正ＭＲ画像が生成される。
これと並行してさらに、磁気共鳴画像補正部４３では、読み出したＭＲ画像の特定的な特徴部、たとえば血管等に対してＵＳ画像の対応する特徴部である血管部を位置合わせし、特定的な特徴部、たとえば血管領域のＵＳ画像（ドップラ画像からなる血流像）が重ね合わされてＭＲ画像が生成される。
この補正され、リアルタイムに生成されたＵＳ画像と整合され、両画像間に矛盾がなく、しかも高分解能、高コントラスト分解能で血流情報がリアルタイムに付加されたＭＲ画像が表示装置５に表示される。
【０１００】
そして、被検体６の被検部位のデータ収集が完了すると、図示しない搬送部によって、クレードル２６と共に被検体６がギャップ２１１の外に搬出される。
【０１０１】
以上説明したように、本実施形態によれば、超音波撮像装置３によりリアルタイムに得られるＵＳ画像信号Ｓ３を受けて、特徴抽出部４２により超音波撮像装置３による被検部位の超音波画像データ（ドップラ画像）からＵＳ画像の少なくとも特定的な特徴部、たとえば血流像を含む血管領域を抽出し、事前に取得され記憶装置４１に保持されたＭＲ画像を読み出し、読み出したＭＲ画像の特定的な特徴部に対してＵＳ画像の対応する特徴部を位置合わせし、特定的な特徴部のＵＳ画像を重ね合わせてＭＲ画像を補正し、補正ＭＲ画像を表示装置５に表示する画像合成装置４を設けたので、ＭＲＩ装置と超音波撮像装置の画像情報から真に有用な高分解能、高コントラスト分解能で血流情報等を含むＭＲ画像をリアルタイムに得ることができる利点がある。
したがって、医師等は有用な情報に基づいてより正確かつ的確な診断を行うことが可能となる。
【０１０２】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、ＭＲＩ装置と超音波撮像装置の画像情報から真に有用な合成画像をリアルタイムに得ることができる利点がある。
したがって、医師等は有用な情報に基づいてより正確かつ的確な診断を行うことが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係る画像診断支援システムの一実施形態を示す構成図である。
【図２】本実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。
【図３】スピンエコー法のパルスシーケンスについて説明するためのタイミングチャートである。
【図４】本実施形態に係る超音波撮像装置の構成例を示す図である。
【図５】図４の送受信部の構成例を示す図である。
【図６】図４のＢモード処理部の構成例を示す図である。
【図７】図４のドップラ処理部の構成例を示す図である。
【図８】図４の画像処理部の構成例を示す図である。
【図９】本発明に係るＭＲＩ装置によるＭＲ画像、超音波撮像装置によるＵＳ画像、および補正後のＭＲ画像を示す図である。
【図１０】本発明に係るＭＲＩ装置によるＭＲ画像、超音波撮像装置によるＵＳ画像、および補正後のＭＲ画像を示す図である。
【図１１】本発明に係る画像合成装置の構成例を示す図である。
【図１２】座標変換を説明するための図である。
【符号の説明】
１…画像診断支援システム、２…ＭＲＩ装置、２Ａ…本体装置、２１…マグネットシステム、２１１…ギャップ、２１２…主磁場マグネット部、２１３…勾配コイル部、２１４…ＲＦコイル部、２２…ＲＦ駆動部、２３…勾配駆動部、２４…データ収集部、２５…制御部、２６…クレードル、２Ｂ…オペレータコンソール、２７…データ処理部、２８…操作部、２９…表示部、３…超音波撮像装置、３１…超音波プローブ、３２…送受信部、３２１…送波タイミング発生回路、３２２…送波ビームフォーマ、３２３…送受切換回路、３２４…受波ビームフォーマ、３３…Ｂモード処理部、３３１…対数増幅回路、３３２…包絡線検波回路、３４…ドップラ処理部、３４１…直交検波回路、３４２…ＭＴＩフィルタ、３４３…自己相関演算回路、３４４…平均流速演算回路、３４５…分散演算回路、３４６…パワー演算回路、３５…画像処理部、３５１…バス、３５２…音線データメモリ、３５３…ディジタル・スキャンコンバータ、３５４…画像メモリ、３５５…画像プロセッサ、３６…表示部、３７…制御部、３８…操作部、４…画像合成装置、４１…記憶装置、４２…特徴抽出部、４３…ＭＲ画像補正部、５…表示装置、６…被検体。
Claims (6)
- 異なる撮像装置で撮像された被検体の被検部位の複数の画像データを合成処理する画像診断支援システムであって、
静磁場空間に被検体を収容し、磁気共鳴信号を得るパルスシーケンスでデータを収集し、収集したデータに基づいて断層画像を生成する磁気共鳴撮像装置と、
被検体に超音波を送波し断層画像を生成する超音波撮像装置と、
前記超音波撮像装置による被検部位の超音波断層画像データを用いて、少なくとも前記超音波断層画像における臓器の特定的な特徴部を抽出し、該特徴部の情報と整合させるように、前記磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁気共鳴断層画像における血管、腫瘍、体表及び生検針体のうちの少なくとも１つを参照しながら該磁気共鳴断層画像を変形させることにより補正された磁気共鳴断層画像を得て、該補正された磁気共鳴断層画像の前記特定的な特徴部に対して前記超音波断層画像の対応する特徴部を位置合わせし、超音波断層画像を重ね合わせた磁気共鳴断層画像を生成する画像合成装置とを有する画像診断支援システム。 - 前記画像合成装置により補正された磁気共鳴断層画像を表示する表示装置を有する請求項１に記載の画像診断支援システム。
- 前記画像合成装置は、前記磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁気共鳴断層画像データを記憶する記憶装置を有し、該記憶装置から読み出した磁気共鳴断層画像に対して前記位置合わせ及び重ね合わせ処理を行う請求項１又は請求項２に記載の画像診断支援システム。
- 前記画像合成装置は、前記磁気共鳴撮像装置で事前に取得された磁気共鳴断層画像データを記憶する記憶装置と、前記超音波撮像装置による被検部位の超音波断層画像データから超音波断層画像における少なくとも臓器の特定的な特徴部を抽出する特徴抽出部と、事前に取得され前記記憶装置に保持された磁気共鳴断層画像を読み出し、読み出した磁気共鳴断層画像の対応する特徴部を位置合わせし、該特定的な特徴部の超音波断層画像を重ね合わせて磁気共鳴断層画像を補正する磁気共鳴画像補正部とを有する請求項１又は請求項２に記載の画像診断支援システム。
- 前記磁気共鳴撮像装置は、励起パルスで被検体内のスピンを励起することによって生じる磁気共鳴信号を、エコーデータとして２次元フーリエ空間に収集し、収集したエコーデータを２次元逆フーリエ変換することにより、断層画像を再構成して前記画像合成装置に出力する請求項１から請求項４のいずれかに記載の画像診断支援システム。
- 前記超音波撮像装置は、超音波プローブを通して得られたエコー受信信号のドップラシフトに基づいた超音波断層画像をリアルタイムに生成して前記画像合成装置に出力する請求項１から請求項５のいずれかに記載の画像診断支援システム。
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