JP5181235B2 - 画像処理装置、医用画像撮影装置、プログラムおよび画像処理方法 - Google Patents

Description

本発明は、医用画像撮影装置の画像処理技術に係り、特に、複数の医用画像の位置合わせを行う際の、医用画像の位置ずれ、歪みを補正する技術に関する。

例えば、磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）、Ｘ線ＣＴ装置等における医用画像処理装置では、同一対象部位に対して、撮影条件を変えて複数枚の画像を取得することがある。また、異なる種の医用画像処理装置で取得した同一対象部位の画像を合成する場合もある。

同一対象部位を撮影した画像であっても、医用画像処理装置の種類が異なる場合、互いの画像の位置が異なることがある。また、同一医用画像撮影処理装置であっても、撮影条件を変更することにより、画像毎に歪方向やコントラストが異なることがある。

特に、ＭＲＩ装置を用いて撮影する拡散強調イメージング（ＤＷＩ）及び拡散テンソルイメージング（ＤＴＩ）ではモーションアーチファクトを避けるためシングルショットのスピンエコー（ＳＥ）−エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）が広く利用されている。しかし、ＤＷＩ−ＳＥ−ＥＰＩでは、拡散によるＭＲ信号の減衰を強調するため、強い拡散傾斜磁場（Ｍｏｔｉｏｎ Ｐｒｏｂｉｎｇ Ｇｒａｄｉｅｎｔ：ＭＰＧ）を用いる。このＭＰＧに起因する渦電流が誘起する不均一磁場によって画像に歪みが生じることがある。また、この画像の歪みは、ＭＰＧの印加のタイミング、大きさ、方向に依存するため、撮影毎に異なる

ＤＷＩでは、一般に、ＭＰＧの方向を変えて撮影した複数の画像（対象画像）とＭＰＧを印加しないで得た画像（基準画像）とを基にＡＤＣ（Ａｐｐａｒｅｎｔ Ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ Ｃｏｅｆｆｉｃｉｅｎｔ）や等方的拡散強調画像を算出し、診断に用いる。対象画像と基準画像との間には、上述の画像の歪みによる位置ずれが発生することがあり、この位置ずれにより、これらの画像から算出するＡＤＣ画像にアーチファクトが発生し、分解能の低下につながる。また、一般にＤＴＩでは、ＭＰＧの印加方向を変えて複数回撮影を行い、その後、数学的にテンソル解析を行って撮影対象を画像化する。ところが、上述のように、ＭＰＧの印加方向を変えて得た画像には、それぞれ異なる歪みが発生するため、正確なテンソル解析ができない。渦電流の影響を低減するものとして、パラレルイメージングがある。しかし、画像の歪みは残る。

上述のようなＭＰＧに起因する画像の歪みを、画像空間で処理し、補正を行うものがある（例えば、特許文献１参照。）。特許文献１に開示されている技術では、基準画像および対象画像それぞれの２値化画像を作成し、両２値化画像の重なりが最大となる変換係数を求め、当該変換係数で、対象画像を補正する。変換係数は、２値化された対象画像の画素を座標変換して移動させながら、基準画像の各点との画素値の差の２乗を計算し、画像全体の画素値の差の２乗の総和を計算し、得られる値が最小となる行列として算出される。

特開２００７−１６７３７４号公報

特許文献１に記載の手法は、画像コントラストが異なる画像同士の画像の歪みおよびそれに起因する位置ずれの補正を自動的に高速に処理することができる。しかし、例えば、頭部のＤＴＩでは、頭蓋底や頭頂部付近ではｂ＝０（ｂは拡散による信号減衰の程度を表す傾斜磁場因子で、ｂ＝０は、ＭＰＧの印加が行われないことを示す。）の基準画像とＭＰＧを印加する対象画像との間のコントラストの差が大きい。このように、基準画像と対象画像との間のコントラストの差が大きい画像間の補正に適用する場合、２値化によって抽出される対象物の形状に違いが生じる場合があり、正確な変換行列を求めることができず、その結果として画像の歪みおよび位置ずれの補正を良好に行えない場合がある。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、複数のスライスからなる同一対象部位の異種の画像間の位置合わせを行う際に、基準画像と対象画像との間でコントラストの差が大きいスライスがあっても、良好に画像の歪みおよび位置ずれの補正結果を得る技術を提供することを目的とする。

上記の目的を達成するために、本発明は２値化した対象画像を座標変換して２値化した基準画像との重なりが最大となるように変換係数を求める際に、それぞれのスライスで、従来の手法を用いて変換係数を求めた後に、さらに、その変換係数と予め定めたスライス順との相関関係に基づいて、それぞれのスライスの変換係数を補正する。

具体的には、被検体の所定の領域を複数のスライスで撮影して画像化する医用画像撮影装置で撮影された画像を処理する画像処理装置であって、同一対象部位を撮影して得られた基準画像と対象画像との位置合わせをするため、対象画像の位置ずれおよび／または画像歪みを補正する画像補正手段を備え、前記画像補正手段は、前記スライス毎の前記対象画像の画素位置を変換する変換式の変換係数を算出する変換係数算出手段と、前記スライス毎の変換係数を、予め定めたスライス順と前記変換係数との相関関係に基づいて補正する変換係数補正手段と、を備えることを特徴とする画像処理装置を提供する。

本発明によれば、複数のスライスからなる同一対象部位の異種の画像間の位置合わせを行う際に、基準画像と対象画像との間でコントラストの差が大きいスライスがあっても、良好に画像の歪みおよび位置ずれの補正結果を得ることができる。

＜＜第一の実施形態＞＞
以下、本発明を適用する第一の実施形態について図面を参照し説明する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。本実施形態では、基準画像および対象画像を取得する医用画像診断装置として、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置を用いる場合を例にあげて説明する。

まず、本実施形態のＭＲＩ装置の一例の全体概要を説明する。図１は、本実施形態のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図である。ＭＲＩ装置１００は、ＮＭＲ現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、静磁場発生系２と、傾斜磁場発生系３と、送信系５と、受信系６と、信号処理系７と、シーケンサ４と、中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備える。

静磁場発生系２は、垂直磁場方式であれば、被検体１の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に、均一な静磁場を発生させるもので、被検体１の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。

傾斜磁場発生系３は、ＭＲＩ装置１００の座標系（静止座標系）において、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とを備え、後述のシ−ケンサ４からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動することにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向に傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを被検体１に印加する。一般には、Ｘ、Ｙ、Ｚのいずれか１方向にスライス方向傾斜磁場パルス（Ｇｓ）を印加して被検体１に対するスライス面（撮影断面）を設定し、残り２つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｐ）と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｆ）とを印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。

送信系５は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場パルス（以下、「ＲＦパルス」という。）を印加するもので、高周波発振器１１と変調器１２と高周波増幅器１３と送信側の高周波コイル（送信コイル）１４ａとを備える。高周波発振器１１から出力された高周波パルスをシーケンサ４からの指令によるタイミングで変調器１２により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１３で増幅した後に被検体１に近接して配置された送信コイル１４ａに供給することにより、電磁波（ＲＦパルス）が被検体１に印加される。

受信系６は、被検体１の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるＮＭＲ信号（エコー信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル（受信コイル）１４ｂと信号増幅器１５と直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とを備える。送信コイル１４ａから印加された電磁波によって誘起される被検体１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）が被検体１に近接して配置された受信コイル１４ｂで検出される。検出されたＮＭＲ信号は、信号増幅器１５で増幅された後、シーケンサ４からの指令によるタイミングで直交位相検波器１６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１７でディジタル量に変換されて、信号処理系７に送られる。

シーケンサ４は、ＲＦパルスと傾斜磁場パルスとを所定のパルスシーケンスに従って印加するよう制御する。ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系５、傾斜磁場発生系３、および受信系６に送る。なお、パルスシーケンスは、ＲＦパルス、傾斜磁場パルス等のｏｎ／ｏｆｆのタイミング、振幅等の組み合わせのタイムチャートであり、撮影の目的に従って予め作成され、プログラムとしてメモリ（不図示）等に格納される。ＣＰＵ８は、パルスシーケンスに従ってシーケンサ４を制御する。

信号処理系７は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、ＣＰＵ８と、ＲＯＭ、ＲＡＭ等の記憶装置１８と、光ディスク、磁気ディスク等の外部記憶装置１９と、表示装置２０とにより構成される。受信系６からのデータがＣＰＵ８に入力されると、ＣＰＵ８が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体１の断層画像を表示装置２０に表示すると共に、記憶装置１８または外部記憶装置１９に記録する。

操作部２５は、ＭＲＩ装置１００自体の各種制御情報および信号処理系７で行う処理の各種制御情報の入力を受け付けるもので、トラックボール又はマウス２３、および、キーボード２４を備える。操作部２５は表示装置２０に近接して配置され、オペレータは、表示装置２０を見ながら操作部２５を介してインタラクティブにＭＲＩ装置１００の各種処理に必要な情報を入力する。

なお、図１において、送信コイル１４ａと傾斜磁場コイル９とは、被検体１が挿入される静磁場発生系２の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体１に対向して、水平磁場方式であれば被検体１を取り囲むようにして設置される。また、受信コイル１４ｂは、被検体１に対向して、或いは被検体１を取り囲むように設置される。

現在ＭＲＩ装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核（プロトン）である。ＭＲＩ装置では、プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を２次元もしくは３次元的に撮像する。

本実施形態では、ＭＲＩ装置１００で、同一の対象部位を複数のスライスで、第一の条件および第二の条件で撮影し、それぞれた第一の画像群（基準画像群）と第二の画像群（対象画像群）とを得る。そして、基準画像と対象画像との位置合わせをするために、各スライスについて、対象画像に対し、画像歪みおよび／または位置ずれの補正（以後、両者をあわせて歪み補正と呼ぶ。）を行う。

図２は、本実施形態の画像処理の概要を説明するための図である。なお、ここでは、スライス数をｎ枚とし、対象部位である頭部領域を、ＤＴＩでＭＰＧの印加せずに基準画像を取得し、ＤＴＩでＭＰＧを印加して対象画像を取得する場合を例にあげて説明する。取得した基準画像ＳＬ１、ＳＬ２、・・・ＳＬｎと位置合わせをするため、対象画像ＳＬ’１、ＳＬ’２、・・・ＳＬ’ｎに対し、それぞれ歪み補正を行う（補正後の対象画像ＳＬ”１、ＳＬ”２、・・・ＳＬ”ｎ）。

歪み補正は、対象画像のそれぞれのスライスについて、座標変換式を算出し、その座標変換式を用いて行う。本実施形態では、拡散強調画像を対象としているため、主要の位置ずれや画像の歪みは、シフト（移動）、伸縮、シェア（剪断）の成分を持つ。このため、アフィン変換により変換し、補正することができる。すなわち、座標点（ｘ、ｙ）は、以下の式（１）で表される変換式で座標点（ｘ’、ｙ’）に変換し、補正する。
ｘ’＝ａｘ＋ｂｙ＋ｅ
ｙ’＝ｃｘ＋ｄｙ＋ｆ （１）
なお、座標変換式の各係数（変換係数）は、基準画像と対象画像との対応するスライス（図２では、ＳＬ１とＳＬ’１、・・・ＳＬｎとＳＬ’ｎ）を用いて算出する。すなわち、基準画像と対象画像との対応するスライスをそれぞれ２値化し、スライス毎に対象画像が基準画像に対して最も重なるように算出する。

ところが、上述のように、基準画像と対象画像とのコントラストの差の大きいスライスの場合、２値化によって抽出される対象物の形状に違いが生じるため、それに基づいて算出する変換係数にも誤差が生じる可能性が高い。例えば、本実施形態のように同一対象部位を複数のスライスで撮影する場合、撮影条件によって、局所的にコントラストの差の大きいスライスが生じ得る。例えば、頭部の撮影の場合、頭蓋底や頭頂部などにコントラストの差の大きいスライスが生じやすい。そこで、本実施形態では、算出した変換係数を、変換係数と予め定めたスライス順との相関関係を用いて補正し、コントラストの差の大きいスライスの変換係数の精度を高める。

以上の処理を実現するために、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、これらの処理を行う画像処理部２００を備える。図３は、本実施形態の画像処理部２００の構成図である。本図に示すように、本実施形態の画像処理部２００は、ＭＲＩ装置１００で撮影された基準画像および対象画像を、記憶装置１８または外部記憶装置１９から受け取り、保持するメモリ２１０と、歪み補正のための演算を行う演算器２２０と、演算結果を表示する表示装置２３０と、演算条件等の各種の指示を受け付ける入力装置２４０とを備える。なお、メモリ２１０、演算器２２０、表示装置２３０、入力装置２４０を、それぞれ、ＭＲＩ装置１００の、記憶装置１８および／または外部記憶装置１９、ＣＰＵ８、表示装置２０、操作部２５が兼用してもよい。また、画像処理部２００は、ＭＲＩ装置１００と画像データの送受信が可能な、独立した情報処理装置上に構築されていてもよい。

以上の処理を実現するため、本実施形態の画像処理部２００は、画像２値化処理部２３１と、変換係数算出処理部２３２と、変換係数補正処理部２３３と、歪み補正処理部２３４とを備える。これらの各機能は、演算器２０がメモリ２１０に格納されたプログラムを実行することにより実現される。以下、各機能の詳細を説明する。

画像２値化処理部２３１は、ＭＲＩ装置１００で取得した画像を２値化する。画像２値化処理部２３１による処理は、基本的に特許文献１に記載の方法と同様である。すなわち、判別分析法を用い、閾値を決定し、決定した閾値に従って、各画素に予め定めた値または０を設定する。

変換係数算出処理部２３２は、画像２値化処理部２３１で２値化された画像について、基準画像および対象画像の同一スライスについて、スライス毎に変換係数を決定する。基本的に特許文献１に記載の方法と同様である。すなわち、対象画像が基準画像に対して最も重なるような座標変換式の変換係数を求める。本実施形態では、拡散強調画像を対象としているため、座標変換式は、上述の式（１）であり、求める変換係数は、ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｆの６つである。また、変換係数算出処理部２３２は、得られた各変換係数を、各スライスを特定する情報（スライス情報）に対応づけて記録する。

変換係数補正処理部２３３は、変換係数算出処理部２３２により、スライス毎に算出された各変換係数から、上述のようなコントラストの差などによる誤差の影響を排除する変換係数補正処理を行う。変換係数補正処理は、スライス毎の変換係数を線形回帰することにより行う。変換係数補正処理の詳細は後述する。

歪み補正処理部２３４は、変換係数補正処理部２３３で補正された各変換係数を用いて対象画像を補正する。補正の手法は、基本的に特許文献１の方法と同様である。すなわち、対象画像に対して、変換係数補正処理部２３３が算出した変換係数を有する座標変換式（式（１））を適用する。対象画像の各点（各画素）について座標変換式（１）で座標変換を行い、変換後の点（画素）の画素値に、座標変換前の点の画素値を設定する。ただし、変換後の点（画素）の座標値は整数にはならないので、整数となる画素値を補間して求める。この補間は公知の補間方法を用いて行う。

次に、変換係数補正処理部２３３による変換係数補正処理について説明する。変換係数補正処理は、変換係数算出処理部２３２が記録したスライス毎の各変換係数（本実施形態では、上述の６つの変換係数）について、それぞれ行う。本実施形態では、スライス毎の変換係数を、予め定めたスライス情報の順にプロットする。そして、プロットされた変換係数それぞれが予め定めた閾値の範囲内であるか否か判別する。範囲内と判別された変換係数のみを用いて、回帰により近似曲線を求める。そして、範囲内と判別された変換係数は、そのまま用い、範囲外と判別された変換係数は近似曲線上の値に変更する。

閾値は、拡散強調画像における一般的に想定可能な位置ずれおよび/または画像歪みの量を基に設定する。装置の特性等を考慮して経験的に定める値である。例えば、シフト（ｃ、ｆ）は±５ピクセル、伸縮（ａ、ｅ）は０．８と１．２（１／ピクセル）、シェア（ｂ、ｄ）は−０．２と＋０．２（１／ピクセル）のように、上記ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｆの各係数の上限および下限値を閾値として設定する。

予め定めたスライス情報の順序としては、スライス方向のスライスの並び順（スライス位置順）、スライスの計測順（励起順）などが考えられる。

また、近似曲線として線形関数を用いることができる。拡散強調画像の位置ずれ、画像歪みは、上述のように、渦電流の影響によるものである。渦電流による磁場不均一は、空間的に０次および１次の成分が支配的であると考えられ、これによって引き起こされる画像歪みは、スライス方向またはスライスの励起順に一次の関係があるためである。

次に、変換係数補正処理部２３３による変換係数補正処理の、プロット後の詳細について、図を用いて説明する。図４は、本実施形態の変換係数補正処理の処理フローである。以下、本処理フローでは、変換係数として、上記式（１）の６つの係数のうち、ａを補正する場合を例にあげて説明する。残りの係数についても、それぞれ、同様の処理を行う。また、スライス数は、Ｍ枚とし、予め定めたスライス情報の順序（プロット順）に従って、各スライスにスライス番号ｍ（ｍ＝１〜Ｍ）が付与されるものとする。また、それぞれのスライスに対応する変換係数をａｍとし、近似直線をｌ１、近似直線ｌ１上のスライス番号ｍに対応する値をｌ１ｍとする。

まず、スライス番号ｍをカウントするカウンタｍｃを１とする（ステップＳ３０１）。次に、ｍ＝ｍｃの変換係数ａｍｃが閾値の範囲内であるか否かを判別する（ステップＳ３０２）。閾値の範囲外であれば、無効とし（ステップＳ３０３）、閾値の範囲内であれば、有効とする（ステップＳ３０４）。その後、全ての変換係数について処理を終えたか判断し（ｍｃ＝Ｍ？）（ステップＳ３０５）、終えていないければ、ｍｃの値を１インクリメントし（ステップＳ３０６）、ステップＳ３０２にもどる。

全ての変換係数について処理を終えている場合、有効とされた変換係数ａｍのみを用い、近似直線ｌ１を決定する（ステップＳ３０７）。無効とされた変換係数ａｍについて、近似直線ｌ１上の値ｌ１ｍに置き換える（ステップＳ３０８）。

以上の手順を、各変換係数（ａ，ｂ，ｃ，ｄ，ｅ，ｆ）について行い各変換係数の補正を行う。そして、補正後の変換係数を用いた座標変換式により、各スライスの歪み補正を行う。

以上説明したように、本実施形態によれば、閾値を用いて、不合理な値と考えられる変換係数を排除し、合理的な値の変換係数が算出されたスライスの変換係数から算出された近似直線上の値に置き換える。すなわち、不合理な値の変換係数を、合理的な値の変換係数と予め定めたスライス順との相関を用いて補正する。また、閾値の設定により、変換係数のばらつきによる影響を低減することができる。従って、基準画像と対象画像との間でコントラストの差が大きいスライスがあっても、適切な変換係数を有する座標変換式を得ることができ、歪み補正の精度を高めることができる。

本実施形態の補正後の変換係数を用いて、拡散テンソル画像の基となる拡散強調画像の歪み補正を行うことにより、拡散テンソル解析の結果が良好となる。例えば、カラーマップでは、本実施形態の補正処理を行わない変換係数を用いて対象画像の歪み補正を行った場合、スライス毎に行ったとしても、頭蓋底と頭頂部付近のスライスでは輪郭のずれが残存するが、本実施形態の補正処理を行った変換係数を用いて行うと、輪郭のずれが改善する。

なお、スライス情報の順序として、スライスの励起順を用いると、撮影時の繰り返し時間が短い場合に蓄積する渦電流の影響を低減することができる。

なお、本実施形態では、有効とした変換係数は、そのまま用いるよう構成しているが、有効とした変換係数も、近似直線上の値に置き換えるよう構成してもよい。

＜＜第二の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第二の実施形態について説明する。本実施形態の第一の実施形態と異なる構成は、変換係数補正処理部による変換係数補正処理である。従って、他の構成は基本的に第一の実施形態と同様であるため、ここでは、変換係数補正処理についてのみ説明する。

本実施形態においても、変換係数補正処理は、スライス毎の各変換係数（６つの変換係数）についてそれぞれ行う。本実施形態では、スライス毎の変換係数を、予め定めたスライス情報の順にプロットする。そして、プロットされた変換係数から近似曲線を求める。各変換係数について、近似曲線上の値との差を求め、それぞれ予め定めた有効範囲内であるか判別する。有効範囲内の変換係数は、そのまま用い、有効範囲外の変換係数は、近似曲線上の値に変更する。

本実施形態においても、近似曲線として線形関数を用いることができる。また、予め定めたスライス情報の順序としては、スライスの位置順、計測順などが考えられる。

また、有効範囲は、近似曲線の値を中心として、各変換係数の標準偏差の定数倍の範囲として設定することができる。定数としては、例えば、０．７などを用いることができる。

次に、本実施形態の変換係数補正処理部２３３−２（不図示）による変換係数補正処理の、プロット後の詳細について、図を用いて説明する。図５は、本実施形態の変換係数補正処理の処理フローである。以下、本処理フローでは、変換係数として、上記式（１）の６つの係数のうち、ａを補正する場合を例にあげて説明する。残りの係数についても、それぞれ、同様の処理を行う。また、スライス数は、Ｍ枚とし、予め定めたスライス情報の順序に従って、各スライスにスライス番号ｍ（ｍ＝１〜Ｍ）が付与されるものとする。また、それぞれの変換係数をａｍとし、近似直線をｌ２、近似直線ｌ２上のスライス番号ｍに対応する値をｌ２ｍとする。

全ての変換係数ａｍを用い、近似直線ｌ２を決定する（ステップＳ４０１）。次に、各スライスについて、算出された変換係数ａｍと、近似直線ｌ２上の点ｌ２ｍとの差ｋｍを算出し、ｋｍの標準偏差σを求め、定数Ｎ倍した有効範囲Ｎσを算出する（ステップＳ４０２）。

スライス番号をカウントするカウンタｍｃを１とする（ステップＳ４０３）。次に、ｍ＝ｍｃの変換係数ａｍｃの近似直線ｌ２上の値からの差の絶対値（｜ｍｃ−ｌ２ｍｃ｜）が有効範囲Ｎσ内であるか否かを判別する（ステップＳ４０４）。有効範囲Ｎσ外であれば、無効とし（ステップＳ４０５）、範囲内であれば、有効とする（ステップＳ４０６）。その後、全ての変換係数について処理を終えたか判断し（ｍｃ＝Ｍ？）（ステップＳ４０７）、終えていないければ、ｍｃの値を１インクリメントし（ステップＳ４０８）、ステップＳ４０４にもどる。

全ての変換係数について処理を終えている場合、無効とされた変換係数ａｍについて、近似直線ｌ２上の値ｌ２ｍに置き換える（ステップＳ４０９）。

以上の手順を、各変換係数（ａ，ｂ，ｃ，ｄ，ｅ，ｆ）について行い各変換係数の補正を行う。そして、補正後の変換係数を用いた座標変換式により、各スライスの歪み補正を行う。

以上説明したように、本実施形態によれば、各スライスの変換係数から算出された近似直線上の値から大きく離れた変換係数については、近似直線上の値にに置き換える。すなわち、不合理な値の変換係数を、合理的な値の変換係数と予め定めたスライス順との相関を用いて補正する。また、有効範囲の設定により、変換係数のばらつきによる影響を低減することができる。従って、基準画像と対象画像との間でコントラストの差が大きいスライスがあっても、適切な変換係数を有する座標変換式を得ることができ、歪み補正の精度を高めることができる。

本実施形態の補正後の変換係数を用いて、拡散テンソル画像の基となる拡散強調画像の歪み補正を行うことにより、拡散テンソル解析の結果が良好となる。例えば、カラーマップでは、本実施形態の補正処理を行わない変換係数を用いて対象画像の歪み補正を行った場合、スライス毎に行ったとしても、頭蓋底と頭頂部付近のスライスでは輪郭のずれが残存するが、本実施形態の補正処理を行った変換係数を用いて行うと、輪郭のずれが改善する。

なお、本実施形態の変換係数補正処理を所定回数、繰り返すよう構成してもよい。繰り返すことで、変換係数のばらつきを抑制することができる。

なお、本実施形態では、有効とした変換係数は、そのまま用いるよう構成しているが、有効とした変換係数も、近似直線上の値に置き換えるよう構成してもよい。

＜＜第三の実施形態＞＞
次に、本発明を適用する第三の実施形態について説明する。本実施形態の第一の実施形態と異なる構成は、変換係数補正処理部による変換係数補正処理である。従って、他の構成は基本的に第一の実施形態と同様であるため、ここでは、変換係数補正処理についてのみ説明する。

本実施形態においても、変換係数補正処理は、スライス毎の各変換係数（６つの変換係数）についてそれぞれ行う。本実施形態では、スライス毎の変換係数を、予め定めたスライス情報の順にプロットする。プロット後の処理は、第一の実施形態の変換係数補正処理と第二の実施形態の変換係数の補正処理との組み合わせである。

すなわち、プロットされた変換係数それぞれが予め定めた閾値の範囲内であるか否か判別する。範囲内と判別された変換係数のみを用いて、線形回帰により近似曲線を求める。そして、範囲内と判別された変換係数は、そのまま用い、範囲外と判別された変換係数は近似曲線上の値に置き換える。範囲内と判別された変換係数と置き換え後の変換係数とを再度スライス情報の順にプロットし、新たな近似曲線を求める。そして、各変換係数について、近似曲線上の値との差を求め、それぞれ予め定めた有効範囲内であるか判別する。有効範囲内の変換係数は、そのまま用い、有効範囲外の変換係数は、近似曲線上の値に変更する。

本実施形態において、閾値、近似曲線、スライス情報の順序、有効範囲は、上記第一および第二の実施形態と同様である。

次に、本実施形態の変換係数補正処理部２３３−３（不図示）による変換係数補正処理の詳細について説明する。図６は、本実施形態の変換係数補正処理の処理フローである。以下、本処理フローでは、変換係数として、上記式（１）の６つの係数のうち、ａを補正する場合を例にあげて説明する。残りの係数についても、それぞれ、同様の処理を行う。また、スライス数は、Ｍ枚とし、予め定めたスライス情報の順序に従って、各スライスにスライス番号ｍ（ｍ＝１〜Ｍ）が付与され、それぞれの変換係数をａｍとする。また、近似直線をｌ１、ｌ２、近似直線ｌ１、ｌ２上のスライス番号ｍに対応する値をそれぞれｌ１ｍ、ｌ２ｍとする。

まず、スライス番号ｍをカウントするカウンタｍｃを１とする（ステップＳ５０１）。次に、ｍ＝ｍｃの変換係数ａｍｃが閾値の範囲内であるか否かを判別する（ステップＳ５０２）。閾値の範囲外であれば、無効とし（ステップＳ５０３）、閾値の範囲内であれば、有効とする（ステップＳ５０４）。その後、全ての変換係数について処理を終えたか判断し（ｍｃ＝Ｍ？）（ステップＳ５０５）、終えていないければ、ｍｃの値を１インクリメントし（ステップＳ５０６）、ステップＳ５０２にもどる。

全ての変換係数について処理を終えている場合、有効とされた変換係数ａｍのみを用いて線形回帰し、第一の近似直線ｌ１を決定する（ステップＳ５０７）。無効とされた変換係数ａｍについて、第一の近似直線ｌ１上の値ｌ１ｍに置き換える（ステップＳ５０８）。

次に、有効とされた変換係数ａｍと、ｌ１ｍに置き換えられた変換係数と、の全ての変換係数を線形回帰し、第二の近似直線ｌ２を決定する（ステップＳ５０９）。次に、各スライスについて、算出された変換係数ａｍと、近似曲線上の点ｌ２ｍとの差ｋｍを算出し、ｋｍの標準偏差σを求め、定数Ｎ倍した有効範囲Ｎσを算出する（ステップＳ５１０）。

スライス番号をカウントするカウンタｍｃを１とする（ステップＳ５１１）。次に、ｍ＝ｍｃの変換係数ａｍｃの近似直線ｌ２上の値からの差の絶対値（｜ｍｃ−ｌ２ｍｃ｜）が有効範囲Ｎσ内であるか否かを判別する（ステップＳ５１２）。有効範囲Ｎσ外であれば、無効とし（ステップＳ５１３）、範囲内であれば、有効とする（ステップＳ５１４）。その後、全ての変換係数について処理を終えたか判断し（ｍｃ＝Ｍ？）（ステップＳ５１５）、終えていないければ、ｍｃの値を１インクリメントし（ステップＳ５１６）、ステップＳ５１２にもどる。

全ての変換係数について処理を終えている場合、無効とされた変換係数ａｍについて、第二の近似直線ｌ２上の値ｌ２ｍに置き換える（ステップＳ５１７）。

以上の手順を、各変換係数（ａ，ｂ，ｃ，ｄ，ｅ，ｆ）について行い各変換係数の補正を行う。そして、補正後の変換係数を用いた座標変換式により、各スライスの歪み補正を行う。

本実施形態の変換係数補正処理における、第一の近似直線ｌ１および第二の近似直線ｌ２の例を図７に示す。ここでは、拡散強調画像で最も重要な歪み成分である変換係数ｆ（シフト）の例を示す。図７（ａ）は、第一の近似直線ｌ１の例であり、横軸は、スライス順、縦軸は変換係数ｆの値である。また、図７（ｂ）は、第二の近似直線ｌ２の例であり、横軸は、スライス順、縦軸は変換係数ｆの値である。

以上説明したように、本実施形態によれば、閾値を用いて、不合理な値と考えられる変換係数を排除し、合理的な値の変換係数が算出されたスライスの変換係数から算出された近似直線上の値に置き換える。さらに、不合理な値を排除後の各スライスの変換係数から近似直線を算出し、当該近似直線から大きく離れた変換係数を、当該近似直線上の値に置き換える。このように、不合理な値の変換係数を、合理的な値の変換係数と予め定めたスライス順との相関を用いて２重に補正を行う。また、閾値と有効範囲との設定により、変換係数のばらつきによる影響を低減することができる。従って、第一、第二の実施形態の手法に比べ、さらに、高精度に変換係数を補正することができる。従って、歪み補正の精度を高めることができる。

なお、本実施形態の変換係数補正処理においても、変換係数のばらつきを抑制するため、ステップ５０９からステップＳ５１７の処理を所定回数繰り返すよう構成してもよい。

また、本実施形態では、第１の近似直線ｌ１は、閾値で変換係数を有効、無効と判別せず、全ての変換係数を用いて算出してもよい。さらに、ステップＳ５０８およびステップＳ５１７において、全ての変換係数を、近似直線ｌ１、ｌ２上の値に置き換えるよう構成してもよい。

なお、上記実施形態では、ｘ方向、ｙ方向の２方向に位置ずれ、画像歪みが発生する場合を例にあげて説明した。しかし、エコープラナーイメージング（ＥＰＩ）では、周波数エンコード方向には歪みは発生しにくい。従って、ｘ方向またはｙ方向の１方向だけ、座標変換するよう構成してもよい。

上記各実施形態では、対象画像が１種である場合を例にあげて説明しているが、対象画像は複数あってもよい。例えば、基準画像は、拡散強調イメージングでＭＰＧを印加しない画像とし、対象画像を、ＭＰＧをそれぞれ異なる方向に印加した複数の画像とする。このような場合であっても、それぞれの対象画像について、上記処理により得られた変換係数を有する座標変換式を用いて補正する。

また、上記各実施形態では、基準画像および対象画像ともにＭＲＩ装置で取得する場合を例にあげて説明しているが、これらの画像を取得する医用画像診断装置は、ＭＲＩ装置に限られない。また、基準画像と対象画像とを異種の医用画像診断装置で取得するよう構成してもよい。

また、上記各実施形態では、閾値、有効範囲は、予め設定されているものとしているが、変換係数を補正する際に、オペレータが入力可能なように構成してもよい。この場合は、スライス順にプロットされた変換係数を表示装置２３０に表示する機能と、オペレータが表示を見ながら閾値、有効範囲を設定可能なＧＵＩとを用意する。なお、閾値、有効範囲だけでなく、近似直線を算出する際に用いるスライス、スライス順、変換係数補正処理の繰り返し回数、等もＧＵＩで設定可能としてもよい。

上記ＧＵＩを用意することで、変換係数補正処理の微調整が可能となり、より正確な変換係数を得ることができる。また、用いるスライスを選択可能なように構成することにより、スライス枚数が多い場合は、計算時間の短縮が可能となる。

第一の実施形態のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図である。 第一の実施形態の画像処理の概要を説明するための図である。 第一の実施形態の画像処理部の構成図である。 第一の実施形態の変換係数補正処理の処理フローである。 第二の実施形態の変換係数補正処理の処理フローである。 第三の実施形態の変換係数補正処理の処理フローである。 第三の実施形態の近似直線を説明するための図である。

符号の説明

１：被検体、２：静磁場発生系、３：傾斜磁場発生系、４：シーケンサ、５：送信系、６：受信系、７：信号処理系、８：中央処理装置（ＣＰＵ）、９：傾斜磁場コイル、１０：傾斜磁場電源、１１：高周波発信器、１２：変調器、１３：高周波増幅器、１４ａ：高周波コイル（送信コイル）、１４ｂ：高周波コイル（受信コイル）、１５：信号増幅器、１６：直交位相検波器、１７：Ａ／Ｄ変換器、１８:記憶装置、１９：外部記憶装置、２０：表示装置、２３：トラックボール又はマウス、２４：キーボード、２５：操作部、１００：ＭＲＩ装置、２００：画像処理部、２１０：メモリ、２２０：演算器、２３０：表示装置、２４０：入力装置、２３１：画像２値化処理部、２３２：変換係数算出処理部、２３３：変換係数補正処理部、２３４：歪み補正処理部

Claims (15)

1. 被検体の所定の領域を複数のスライスで撮影して画像化する医用画像撮影装置で撮影された画像を処理する画像処理装置であって、
   同一対象部位を撮影して得られた基準画像と対象画像との位置合わせをするため、対象画像の位置ずれおよび／または画像歪みを補正する画像補正手段を備え、
   前記画像補正手段は、
   前記スライス毎の前記対象画像の画素位置を変換する変換式の変換係数を算出する変換係数算出手段と、
   前記スライス毎の変換係数を、予め定めたスライス順と前記変換係数との相関関係に基づいて補正する変換係数補正手段と、を備えること
   を特徴とする画像処理装置。
2. 請求項１記載の画像処理装置であって、
   前記変換係数補正手段は、予め定められた上限および下限の閾値の範囲内の変換係数を用いて、前記スライス順と前記変換係数との相関関係を特定し、前記範囲外の変換係数を当該相関関係を用いて補正する閾値補正手段を備えること
   を特徴とする画像処理装置。
3. 請求項１または２記載の画像処理装置であって、
   前記変換係数補正手段は、前記スライス順と前記変換係数との相関関係から特定される所定の範囲外の変換係数を、当該相関関係を用いて補正する有効範囲補正手段を備えること
   を特徴とする画像処理装置。
4. 請求項３記載の画像処理装置であって、
   前記有効範囲補正手段は、前記閾値補正手段による補正後の変換係数を用いて、前記スライス順と前期変換係数との相関関係を算出し、当該相関関係から特定される所定の範囲外の変換係数を、当該相関関係を用いて補正すること
   を特徴とする画像処理装置。
5. 請求項３または４記載の画像処理装置であって、
   前記変換係数補正手段は、前記有効範囲補正手段による補正を、所定回数繰り返すこと
   を特徴とする画像処理装置。
6. 請求項３から５のいずれか１項記載の画像処理装置であって、
   前記所定の範囲は、各変換係数の前記相関関係を特定する関数上の値との差の標準偏差の定数倍で規定されること
   を特徴とする画像処理装置。
7. 請求項１から６のいずれか１項記載の画像処理装置であって、
   前記予め定めたスライス順は、スライスの位置に従った並び順であること
   を特徴とする画像処理装置。
8. 請求項１から６のいずれか１項記載の画像処理装置であって、
   前記予め定めたスライス順は、スライスの励起順であること
   を特徴とする画像処理装置。
9. 請求項１から８のいずれか１項記載の画像処理装置であって、
   前記相関関係は、線形関数で近似されるものであること
   を特徴とする画像処理装置。
10. 請求項１から９のいずれか１項記載の画像処理装置であって、
    前記基準画像と前記対象画像とは、異なる医用画像撮影装置で撮影されたものであること
    を特徴とする画像処理装置。
11. 請求項１から１０のいずれか１項記載の画像処理装置であって、
    前記医用画像撮影装置は、磁気共鳴イメージング装置であり、
    前記基準画像は、拡散強調イメージングで、ＭＰＧ（Ｍｏｔｉｏｎ Ｐｒｏｂｉｎｇ Ｇｒａｄｉｅｎｔ）を印加せずに撮影された画像であり、
    前記対象画像は、拡散強調イメージングで、前記ＭＰＧを印加して撮影された画像であること
    を特徴とする画像処理装置。
12. 請求項１から１０のいずれか１項記載の画像処理装置であって、
    前記医用画像撮影装置は、磁気共鳴イメージング装置であり、
    前記基準画像は、拡散強調イメージングで、ＭＰＧ（Ｍｏｔｉｏｎ Ｐｒｏｂｉｎｇ Ｇｒａｄｉｅｎｔ）を印加して撮影された画像であり、
    前記対象画像は、拡散強調イメージングで、前記基準画像を撮影する際に印加した方向と異なる方向に前記ＭＰＧを印加して撮影された画像および前記ＭＰＧを印加せずに撮影された画像であること
    を特徴とする画像処理装置。
13. 請求項１から１２のいずれか１項記載の画像処理装置を備える、医用画像撮影装置。
14. コンピュータを、
    同一対象部位を複数のスライスでそれぞれ撮影して得られた基準画像と対象画像との位置合わせをするため、対象画像の位置ずれおよび／または画像歪みを補正する画像補正手段であって、
    前記スライス毎の前記対象画像の画素位置を変換する変換式の変換係数を算出する変換係数算出手段と、
    前記スライス毎の変換係数を、予め定めたスライス順と前記変換係数との相関関係に基づいて補正する変換係数補正手段と、を備える画像処理手段と
    して機能させるためのプログラム。
15. 被検体の所定の領域を複数のスライスで撮影して画像化する医用画像撮影装置で撮影された画像を処理する画像処理方法であって、
    同一対象部位を撮影して得られた基準画像と対象画像との位置合わせをするため、対象画像の位置ずれおよび／または画像歪みを補正する画像処理ステップを備え、
    前記画像処理ステップは、
    前記スライス毎の前記対象画像の画素位置を変換する変換式の変換係数を算出する変換係数算出ステップと、
    前記スライス毎の変換係数を、予め定めたスライス順と前記変換係数との相関関係に基づいて補正する変換係数補正ステップと、を備えること
    を特徴とする画像処理方法。

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