JP6132653B2 - 画像処理装置及び磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明の一態様としての本実施形態は、画像診断を行なうことが可能な画像処理装置及び磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ）装置に関する。

心筋梗塞部位の位置や大きさを特定するために、超音波診断装置、核医学診断装置、Ｘ線ＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置、及びＭＲＩ装置等の医用画像診断装置が用いられている。例えば、心筋ＳＰＥＣＴ（ｓｉｎｇｌｅ ｐｈｏｔｏｎ ｅｍｉｓｓｉｏｎ ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）検査、ＦＤＧ（１８Ｆ−ｆｌｕｏｒｏｄｅｏｘｙ ｇｌｕｃｏｓｅ）−ＰＥＴ検査による心筋虚血解析、ＣＡＧ（ｃｏｒｏｎａｒｙ ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）検査等により、心筋梗塞部位を特定することが行なわれている。

また、心筋梗塞部位を特定するための画像データとして、遅延造影法を用いたＭＲＩ撮像による遅延造影画像が用いられる。遅延造影法では、造影剤を患者の静脈に注射して複数時間経過後に撮像がそれぞれ行なわれ、得られた複数時相の遅延造影画像のうち１の時間経過後、例えば１０分経過後の１時相の遅延造影画像から、急性期から慢性期の高信号の心筋梗塞部位の領域（心筋梗塞領域）が抽出される。心筋梗塞領域が抽出される際、まず、遅延造影画像から内壁（内腔領域）及び外壁が自動抽出され、次に内壁及び外壁に挟まれる心筋領域内から心筋梗塞領域が抽出される。そして、心筋梗塞領域の位置や体積が求められる。

本実施形態に関連する従来技術として、ブラックブラッド法で、血液の信号を抑制して心筋の輝度値が内腔領域よりも高い画像を作成し、輝度の勾配が大きい境界を内膜として抽出する技術（特許文献１参照）や、複数時相のデータを用いて心臓の心壁運動を解析する技術（特許文献２参照）が挙げられる。

特開２００９−２７３８１５号公報 特開２０１０−１０４６１４号公報

１時相の遅延造影画像から内壁（内腔領域）及び外壁を抽出する際、心筋正常領域のピクセル値と内腔領域のピクセル値との差に比べて、心筋梗塞領域のピクセル値と内腔領域のピクセル値との差が小さいため、従来技術によれば、内腔領域と心筋梗塞領域との境界が正確に抽出できない場合がある。その場合、実際の心筋梗塞領域の一部が内腔領域として抽出されてしまう。その結果、心筋領域内の正確な心筋梗塞領域や、心筋梗塞領域の位置及び体積を求めることができない。

さらに、心筋梗塞領域をブルズアイマップとして表示する場合、実際の心筋梗塞領域の一部が内腔領域として抽出されてしまう結果、心筋梗塞領域の情報が示されず、画像診断に支障をきたす可能性がある。

また、従来技術では、自動抽出された、内腔領域と心筋梗塞領域との境界を手動で調整する機能もあるが、自動抽出自体の精度が悪いため、手動調整する操作者の作業負担が増えたり、操作者の技量による差異が生じたりしていた。

本実施形態の画像処理装置は、上述した課題を解決するために、心臓を含む複数時相の画像を位置合わせする位置合わせ手段と、前記複数時相の少なくとも１時相の画像に基づいて、前記心臓の外壁を抽出する外壁抽出手段と、前記複数時相の画像に基づいて、前記抽出された外壁内の信号値の推移係数を演算する推移係数演算手段と、前記推移係数を閾値処理することによって、心筋梗塞領域及び内腔領域を分離してそれぞれ抽出する心筋梗塞・内腔抽出手段と、を有する。

本実施形態のＭＲＩ装置は、上述した課題を解決するために、静磁場を発生する静磁場磁石と、傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルと、高周波磁場を発生し、磁気共鳴信号を受信する送信・受信コイルと、前記静磁場磁石、前記傾斜磁場コイル、及び送信・受信コイルを制御する制御部と、前記制御部による制御によって撮像を実行し、心臓を含む複数時相の画像を生成するデータ生成手段と、前記複数時相の画像を位置合わせする位置合わせ手段と、前記複数時相の少なくとも１時相の画像に基づいて、前記心臓の外壁を抽出する外壁抽出手段と、前記複数時相の画像に基づいて、前記抽出された外壁内の信号値の推移係数を演算する推移係数演算手段と、前記推移係数を閾値処理することによって、心筋梗塞領域及び内腔領域を分離してそれぞれ抽出する心筋梗塞・内腔抽出手段と、を有する。

本実施形態の画像処理装置を備える画像処理システムの構成を示す概略図。 本実施形態の画像処理装置のハードウェア構成の一例を示す図。 本実施形態の画像処理装置の機能を示すブロック図。 従来技術において１時相の遅延造影画像から得られるピクセル値の一例を示す図。 従来技術において１時相の遅延造影画像から得られるピクセル値に基づく領域画像（合成画像）の一例を示す図。 本実施形態において複数時相の遅延造影画像から得られるピクセル値の推移一例を示す図。 本実施形態において複数時相の遅延造影画像から得られるピクセル値の推移係数に基づく領域画像（合成画像）の一例を示す図。 従来技術によるブルズアイマップの一例を示す図。 本実施形態によるブルズアイマップの一例を示す図。 本実施形態のＭＲＩ装置のハードウェア構成を示す概略図。 本実施形態のＭＲＩ装置の機能を示すブロック図。

本実施形態の画像処理装置及び磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ）装置について、添付図面を参照して説明する。

図１は、本実施形態の画像処理装置を備える画像処理システムの構成を示す概略図である。

図１は、画像処理システム１を示す。画像処理システム１は、ＭＲＩ装置８、画像管理装置（画像サーバ）９、及び本実施形態の画像処理装置（ｗｏｒｋ ｓｔａｔｉｏｎ）１０を設ける。なお、画像処理システム１には、複数の画像処理装置１０が設けられてもよい。

ＭＲＩ装置８、画像管理装置９、及び画像処理装置１０は、コンピュータをベースとして構成されている。また、ＭＲＩ装置８、画像管理装置９、及び画像処理装置１０は、病院基幹のＬＡＮ（ｌｏｃａｌ ａｒｅａ ｎｅｔｗｏｒｋ）等のネットワークＮによって相互通信可能に接続されている。なお、画像処理装置１０は、ネットワークＮ網に相互通信可能に接続されていなくても構わない。

ＭＲＩ装置８は、患者の撮像部位（被検体）に対して遅延造影法を用いたＭＲＩ撮像を実行し、得られた複数時相の遅延造影画像を、付帯情報を関連付けて生成する。遅延造影法とは、正常組織に比較して病変組織（例えば、心筋梗塞部位など）からの排出が遅れるという造影剤の性質を利用し、組織の内部や周辺に造影剤を注入してから所定の時間が経過した後に撮像することで、正常組織と病変組織との輝度比を高める撮像法である。このため、心臓が撮像された遅延造影画像の場合、正常な心筋の輝度値が低くなる結果、心筋の大半部分は黒く描出される。言い換えると、遅延造影法は、心内膜及び心外膜を描出することに有効な手法である。

画像管理装置９は、ＭＲＩ装置８によって生成される遅延造影画像等の画像データを、ネットワークＮを介して受信して保管するＤＢ（ｄａｔａ ｂａｓｅ）サーバである。

図２は、本実施形態の画像処理装置１０のハードウェア構成の一例を示す図である。

図２は、画像処理装置１０のハードウェア構成を示し、その画像処理装置１０は、大きくは、制御部２１、記憶部２２、入力部２３、表示部２４、ＩＦ（ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）２５等の基本的なハードウェアから構成される。制御部２１は、共通信号伝送路としてのバスＢを介して、画像処理装置１０をそれぞれ構成する各ハードウェア構成要素に相互接続されている。

制御部２１は、図示しないＣＰＵ（ｃｅｎｔｒａｌ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ｕｎｉｔ）やメモリ等を有し、上述した各部を制御することによって画像処理装置１０を総括的に制御する。

記憶部２２は、メモリやＨＤＤ（ｈａｒｄ ｄｉｓｋ ｄｒｉｖｅ）等によって構成される。記憶部２２は、画像処理装置１０に入力されたデータや、画像処理装置１０で処理されたデータを一次的に記憶する。

入力部２３は、医師等の操作者によって操作が可能なキーボード及びマウス等によって構成される。入力部２３の操作に従った入力信号はバスＢを介して制御部２１に送られる。

表示部２４としては、図示しないＤ／Ａ（ｄｉｇｉｔａｌ ｔｏ ａｎａｌｏｇ）変換回路及びモニタ等によって構成される。

ＩＦ２５は、パラレル接続仕様やシリアル接続仕様に合わせたコネクタによって構成される。ＩＦ２５は、各規格に応じた通信制御を行ない、ネットワークＮに接続することができる機能を有しており、これにより、画像処理装置１０をネットワークＮ網に接続させる。

図３は、本実施形態の画像処理装置１０の機能を示すブロック図である。

図２に示す制御部２１によってプログラムが実行されることによって、画像処理装置１０は、操作制御手段４１、画像取得手段４２、位置合わせ手段４３、外壁抽出手段４４、領域抽出手段４５、計測手段４６、及び領域画像生成手段４７として機能する。なお、手段４１乃至４７は、ソフトウェア的に機能する場合を例に挙げて説明するが、それら手段４１乃至４７の一部又は全部は、画像処理装置１０にハードウェア的にそれぞれ設けられるものであってもよい。

操作制御手段４１は、手段４２乃至４７と、入力部２３及び表示部２４とを媒介するＧＵＩ（ｇｒａｐｈｉｃａｌ ｕｓｅｒ ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）等のインターフェースとして機能する。

画像取得手段４２は、ＩＦ２５を介して画像管理装置９（図１に図示）から、ＭＲＩ装置８（図１に図示）による心電同期の２Ｄ遅延造影法によって生成された複数時相の各時相について複数断面（マルチスライス）の遅延造影画像のデータを取得する機能を有する。又は、画像取得手段４２は、ＩＦ２５を介して画像管理装置９から、ＭＲＩ装置８による心電同期の３Ｄ遅延造影法によって生成された複数時相の遅延造影ボリュームのデータを取得し、各時相の遅延造影ボリュームから複数断面の遅延造影画像を生成する機能を有する。画像取得手段４２は、例えば、造影開始から１０分経過後の複数断面の遅延造影画像に加えて、造影開始から３分経過後、５分経過後、及び７分経過後の複数断面の遅延造影画像を取得（生成）する。なお、画像取得手段４２は、複数時相の各時相について複数断面の遅延造影画像を取得（生成）する場合について説明するが、複数時相の各時相について１断面の遅延造影画像を取得（生成）する場合であってもよいことは言うまでもない。

位置合わせ手段４３は、画像取得手段４２によって取得（生成）された複数時相の遅延造影画像を、断面毎に位置合わせする機能を有する。例えば、位置合わせ手段４３は、断面毎に、複数時相の遅延造影画像に含まれる臓器等のランドマークを基準にしてそれぞれを位置合わせする。

外壁抽出手段４４は、位置合わせ手段４３によって位置合わせされた複数時相の遅延造影画像のうち少なくとも１時相の遅延造影画像に基づいて、断面毎に、心臓の外壁（心外膜）を抽出する機能を有する。外壁抽出手段４４は、複数時相の遅延造影画像のうち最終の１０分経過後の遅延造影画像に基づいて心臓の外壁を抽出することが好適である。

領域抽出手段４５は、位置合わせ手段４３によって位置合わせされた複数時相の遅延造影画像に基づいて、断面毎に、内腔領域及び心筋梗塞領域を分離してそれぞれ抽出し、また、心筋正常領域を抽出する機能を有する。領域抽出手段４５は、推移係数演算手段４５ａ、心筋正常領域抽出手段４５ｂ、心筋梗塞領域抽出手段４５ｃ、内腔領域抽出手段４５ｄ、及び領域補正手段４５ｅを有する。なお、領域補正手段４５ｅは必須のものではない。

図４は、従来技術において１時相の遅延造影画像から得られるピクセル値の一例を示す図である。

図４は、１時相、例えば１０分経過後の遅延造影画像に含まれる内壁（内腔領域、心内膜）を示すピクセル値（信号値）Ｓｉと、心筋梗塞部位の領域（心筋梗塞領域）を示すピクセル値Ｓｃと、心筋正常領域を示すピクセル値Ｓｎとを示す。

従来技術によると、１時相、例えば最終の１０分経過後の遅延造影画像に含まれる複数のピクセル値の中から、外壁に加えて内壁（内腔領域）のピクセル値を抽出する。しかしながら、図４に示すように内腔領域のピクセル値Ｓｉとその内腔領域の外側に存在する心筋梗塞領域のピクセル値Ｓｃとの差は、内腔領域のピクセル値Ｓｉとその内腔領域の外側に存在する心筋正常領域のピクセル値Ｓｎとの差より小さいので、心筋梗塞領域の一部を内腔領域と判断してしまう可能性がある。また、内腔領域のピクセル値Ｓｉと心筋梗塞領域のピクセル値Ｓｃとの差は、患者によっても異なるものである。

図５は、従来技術において１時相の遅延造影画像から得られるピクセル値に基づく領域画像（合成画像）の一例を示す図である。

図５は、１０分経過後の遅延造影画像に、内腔領域の情報が合成された合成画像を示す。図４を用いて説明したように、心筋梗塞領域の一部を内腔領域と判断してしまうと、図５に示すように、抽出される内腔領域ｉが拡がってしまい心筋梗塞領域ｃの一部を含んでしまう。

そこで、本実施形態の画像処理装置１０では、複数時相の遅延造影画像におけるピクセル毎にピクセル値の時系列の推移係数を演算して、その推移係数から心筋梗塞領域ｃ及び内腔領域ｉ等を求めるものである。

図３の説明に戻って、領域抽出手段４５の推移係数演算手段４５ａは、位置合わせ手段４３によって位置合わせ後の複数時相の遅延造影画像に基づいて、断面毎に、外壁内のピクセル値の時系列の推移係数を演算する機能を有する。推移係数演算手段４５ａは、２時相の遅延造影画像、例えば最初の３分経過後の遅延造影画像と、最終の１０分経過後の遅延造影画像とに基づいて、推移係数を演算する。また、例えば、推移係数演算手段４５ａは、隣り合う複数時相の遅延造影画像に基づいて複数の推移係数を演算し、複数の推移係数の平均値を当該ピクセル値の推移係数として演算する。

図６は、本実施形態において複数時相の遅延造影画像から得られるピクセル値の推移一例を示す図である。

図６は、複数時相、例えば３分経過後、５分経過後、７分経過後、及び１０分経過後の４時相の遅延造影画像に含まれる内腔領域を示すピクセル値Ｓｉと、心筋梗塞領域を示すピクセル値Ｓｃと、心筋正常領域を示すピクセル値Ｓｎとの推移をグラフとして示す。図６によると、心筋梗塞領域を示すピクセル値Ｓｃは、比較的に高信号帯にあり、遅延時間に対して高信号帯で緩やかに減少する。内腔領域を示すピクセル値Ｓｉは、遅延時間に対して比較的に高信号帯から比較的に中信号帯に次第に減少する。心筋正常領域を示すピクセル値Ｓｎは、比較的に低信号帯にあり、遅延時間に対して低信号帯で次第に減少する。

そこで、推移係数演算手段４５ａ（図３に図示）は、４時相の遅延造影画像に基づいて、ピクセル値の推移係数、例えば変化量（傾きの絶対値）を演算するものである。

図３の説明に戻って、心筋正常領域抽出手段４５ｂは、従来技術に従って、少なくとも１時相の遅延造影画像に基づいて、断面毎に、心筋正常領域と内腔領域とを分別するための第１閾値以下の（未満の）ピクセル値Ｓｎを有するピクセルを心筋正常領域として抽出する機能を有する。心筋正常領域抽出手段４５ｂは、複数時相の遅延造影画像のうち最終の１０分経過後の遅延造影画像に基づいて心筋正常領域を抽出することが好適である。また、心筋正常領域抽出手段４５ｂは、断面毎に、推移係数演算手段４５ａによって演算された推移係数に基づいて心筋正常領域を抽出してもよい。

心筋梗塞領域抽出手段４５ｃは、断面毎に、推移係数演算手段４５ａによって演算された推移係数が第２閾値以下の（未満の）ピクセル値を心筋梗塞領域のピクセル値Ｓｃとして抽出する機能を有する。心筋梗塞領域抽出手段４５ｃは、心筋正常領域抽出手段４５ｂによって抽出された心筋正常領域のピクセルを除くピクセルの中から、心筋梗塞領域のピクセル値Ｓｃを抽出する。

心筋梗塞領域抽出手段４５ｃによって採用される第２閾値は、予め設定される絶対的なものであってもよいし、心筋梗塞領域が抽出される都度演算される相対的なものであってもよい。図６に示す内腔領域のピクセル値Ｓｉと心筋梗塞領域のピクセル値Ｓｃとの差はもちろん、内腔領域のピクセル値Ｓｉの推移係数や心筋梗塞領域のピクセル値Ｓｃの推移係数も患者によって異なるものである。そこで、相対的な第２閾値は、推移係数演算手段４５ａによって演算された推移係数の分散値等に基づいて心筋梗塞領域が抽出される都度演算される。

内腔領域抽出手段４５ｄは、断面毎に、推移係数演算手段４５ａによって演算された推移係数が第２閾値を超える（以上の）ピクセル値を内腔領域のピクセル値Ｓｉとして抽出する機能を有する。

領域補正手段４５ｅは、心筋梗塞領域抽出手段４５ｃによって抽出された心筋梗塞領域のピクセルと、内腔領域抽出手段４５ｄによって抽出された内腔領域のピクセルとの各ピクセルの領域を、その周囲の８ピクセルの領域に基づいて補正する機能を有する。例えば、領域補正手段４５ｅは、心筋梗塞領域抽出手段４５ｃによって抽出された心筋梗塞領域のピクセルの周囲の８ピクセルが内腔領域と判断された場合、当該ピクセルを心筋梗塞領域から内腔領域に補正する。

計測手段４６は、領域抽出手段４５によって抽出された心筋梗塞領域に基づいて、心筋梗塞領域の体積を計測する機能を有する。

領域画像生成手段４７は、領域抽出手段４５によって抽出された内腔領域の情報を示す領域画像のデータを生成する。領域画像生成手段４７は、領域画像として、内腔領域の情報を、複数時相の遅延造影画像のいずれかに合成した合成画像のデータを生成する。領域画像生成手段４７は、複数時相の遅延造影画像のうち最終の１０分経過後の遅延造影画像に、内腔領域の情報を合成する。領域画像生成手段４７は、操作制御手段４１を介して領域画像を表示部２４に表示させたり、記憶部２２に記憶させたりする。

図７は、本実施形態において複数時相の遅延造影画像から得られるピクセル値の推移係数に基づく領域画像（合成画像）の一例を示す図である。

図５に示す従来技術に基づく合成画像では、抽出される内腔領域ｉが拡がってしまい心筋梗塞領域ｃの一部を含んでしまうが、本実施形態に基づく図７に示す合成画像では、内腔領域ｉが心筋梗塞領域ｃから正確に分離される。

図３の説明に戻って、領域画像生成手段４７は、領域画像として、極座標画像を生成してもよい。心臓は、心尖部から心基部まで縦に長い形状をしている。この縦に長い形状の心臓全体の心機能指標を一度に観察できるように、一般的にブルズアイマップ（ポーラマップ）と呼ばれる極座標画像によって表示する。

図８は、従来技術によるブルズアイマップの一例を示す図である。図９は、本実施形態によるブルズアイマップの一例を示す図である。

図８及び図９に示すブルズアイマップでは、異なる３短軸断面に基づく心筋梗塞領域の情報を示し、同心円の内側が心尖部側の短軸断面、外側が心基部側の短軸断面に対応している。従来技術の領域画像（図５に図示）では、心筋梗塞領域の一部が心腔領域であると認識されてしまっているので、図８に示すブルズアイマップでは、心筋領域を示す情報が示されない。一方で、本実施形態の領域画像（図７に図示）では、心筋梗塞領域が心腔領域から正確に分離されているので、図９に示すブルズアイマップでは、心筋梗塞領域を示す情報Ｃが示される。心筋梗塞領域を示す情報Ｃは、セグメントに相当するピクセル群の代表値（例えば、平均値）に基づくものであり、当該セグメントに心筋梗塞領域が存在することを示す。

図８に示されるブルズアイマップによると、実際の心筋梗塞領域の一部が内腔領域として抽出されてしまう結果、あたかも心筋梗塞領域が存在しないと診断される可能性があり、画像診断に支障をきたす可能性がある。

なお、画像処理装置１０の画像取得手段４２が、複数時相の遅延造影画像を取得する場合について説明したが、その場合に限定されるものではない。例えば、画像取得手段４２は、ＭＲＩ装置８（図１に図示）等の医用画像診断装置を用いて心筋が造影される過程を観察する方法（心筋パフュージョン法）によって生成された複数時相の断面画像（心筋パフュージョン画像）のデータを取得（生成）して領域抽出が行なわれる。ＭＲＩ装置８を用いて複数時相の心筋パフュージョン画像を生成する場合、造影開始後の初回循環のうちに心電同期を併用したマルチスライスダイナミック縦緩和（Ｔ１）強調撮像が行なわれる。

本実施形態の画像処理装置１０によると、心臓を含む画像（遅延造影画像や心筋パフュージョン画像）から心筋領域内の正確な心筋梗塞領域を抽出できるので、心筋梗塞領域の正確な位置及び体積を求めることができ、ひいては、画像診断の精度が向上する。

ここで、図３に示す手段４１〜４６をＭＲＩ装置に備えてもよい。その場合について以下に説明する。

図１０は、本実施形態のＭＲＩ装置のハードウェア構成を示す概略図である。

図１０は、患者の撮像部位に対して遅延造影法を用いたＭＲＩ撮像を実行する本実施形態のＭＲＩ装置５０を示す。このＭＲＩ装置５０は、大きくは、撮像システム５１と制御システム５２とから構成される。

撮像システム５１は、静磁場磁石６１、傾斜磁場コイル６２、傾斜磁場電源６３、寝台６４、寝台制御部６５、送信コイル６６、送信部６７、受信コイル６８ａ〜６８ｅ、及び受信部６９を備える。

静磁場磁石６１は、架台（図示しない）の最外部に中空の円筒形状に形成されており、内部空間に一様な静磁場を発生する。静磁場磁石６１としては、例えば永久磁石及び超伝導磁石等が使用される。

傾斜磁場コイル６２は、中空の円筒形状に形成されており、静磁場磁石６１の内側に配置される。傾斜磁場コイル６２は、互いに直交するｘ，ｙ，ｚの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成されており、これら３つのコイルは、後述する傾斜磁場電源６３から個別に電流供給を受けて、ｘ，ｙ，ｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。なお、ｚ軸方向は、静磁場と同方向とする。

ここで、傾斜磁場コイル６２によって発生するＸ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、リードアウト用傾斜磁場Ｇｒ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅおよびスライス選択用傾斜磁場Ｇｓにそれぞれ対応している。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じてＮＭＲ（ｎｕｃｌｅａｒ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）信号の周波数を変化させるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅは、空間的位置に応じてＮＭＲ信号の位相を変化させるために利用される。スライス選択用傾斜磁場Ｇｓは、任意に撮像断面を決めるために利用される。

傾斜磁場電源６３は、制御システム５２から送られるパルスシーケンス実行データに基づいて、傾斜磁場コイル６２に電流を供給する。

寝台６４は、患者Ｐが載置される天板６４ａを備えている。寝台６４は、後述する寝台制御部６５による制御のもと、天板６４ａを、患者Ｐが載置された状態で傾斜磁場コイル６２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、この寝台６４は、長手方向が静磁場磁石６１の中心軸と平行になるように設置される。

寝台制御部６５は、寝台６４を駆動して、天板６４ａを長手方向および上下方向へ移動する。

送信コイル６６は、傾斜磁場コイル６２の内側に配置されており、送信部６７から高周波パルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。

送信部６７は、制御システム５２から送られるパルスシーケンス実行データに基づいて、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信コイル６６に送信する。

受信コイル６８ａ〜６８ｅは、傾斜磁場コイル６２の内側に配置されており、高周波磁場の影響によって患者Ｐから放射されるＮＭＲ信号を受信する。ここで、受信コイル６８ａ〜６８ｅは、それぞれ、患者Ｐから発せられた磁気共鳴信号をそれぞれ受信する複数の要素コイルを有するアレイコイルであり、各要素コイルによってＮＭＲ信号が受信されると、受信されたＮＭＲ信号を受信部６９へ出力する。

受信コイル６８ａは、患者Ｐの頭部に装着される頭部用のコイルである。また、受信コイル６８ｂ，６８ｃは、それぞれ、患者Ｐの背中と天板６４ａとの間に配置される脊椎用のコイルである。また、受信コイル６８ｄ，６８ｅは、それぞれ、患者Ｐの腹側に装着される腹部用のコイルである。

受信部６９は、制御システム５２から送られるパルスシーケンス実行データに基づいて、受信コイル６８ａ〜６８ｅから出力されるＮＭＲ信号に基づいてＮＭＲ信号データを生成する。また、受信部６９は、ＮＭＲ信号データを生成すると、そのＮＭＲ信号データを制御システム５２に送信する。

なお、受信部６９は、受信コイル６８ａ〜６８ｅが有する複数の要素コイルから出力されるＮＭＲ信号を受信するための複数の受信チャンネルを有している。そして、受信部６９は、撮像に用いる要素コイルが制御システム５２から通知された場合には、通知された要素コイルから出力されたＮＭＲ信号が受信されるように、通知された要素コイルに対して受信チャンネルを割り当てる。

制御システム５２は、ＭＲＩ装置５０の全体制御や、データ収集、画像再構成などを行なう。制御システム５２は、制御部７１、記憶部７２、入力部７３、表示部７４、ＩＦ７５、データ収集部７６、及びデータ処理部７７を有する。

制御部７１は、図示しないＣＰＵやメモリ等を有し、上述した各部を制御することによってＭＲＩ装置５０を総括的に制御する。

記憶部７２は、メモリやＨＤＤ等によって構成される。記憶部７２は、ＭＲＩ装置５０で生成及び処理されたデータを一次的に記憶する。記憶部７２は、データ収集部７６によって収集されたＮＭＲ信号データと、データ処理部７７によって生成された画像データ等を、患者Ｐ毎に記憶する。また、記憶部７２は、各種撮像条件を記憶する。

入力部７３は、技師等の操作者によって操作が可能なキーボード及びマウス等によって構成される。入力部７３の操作に従った入力信号はバスを介して制御部７１に送られる。

表示部７４は、データ処理部７７によって生成されたスペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を表示する。表示部７４としては、液晶表示器等の表示デバイスを利用可能である。

ＩＦ７５は、傾斜磁場電源６３、寝台制御部６５、送信部６７、及び受信部６９に接続されており、これらの接続された各部と制御システム５２との間で授受される信号の入出力を制御する。

データ収集部７６は、ＩＦ７５を介して、患者の撮像部位（被検体）に対して遅延造影法を用いたＭＲＩ撮像を実行し、受信部６９から送信されるＮＭＲ信号データを収集する。データ収集部７６は、ＮＭＲ信号データを収集すると、収集したＮＭＲ信号データを記憶部７２に記憶させる。

データ処理部７７は、記憶部７２に記憶されたＮＭＲ信号データに対して、後処理すなわちフーリエ変換等の再構成処理を施すことによって、複数時相の遅延造影画像のデータを生成する。そして、データ処理部７７は、生成した各種データを記憶部７２に記憶させる。

図１１は、本実施形態のＭＲＩ装置５０の機能を示すブロック図である。

図１０に示す制御部７１によってプログラムが実行されることによって、ＭＲＩ装置５０は、操作制御手段４１Ａ、画像取得手段４２Ａ、位置合わせ手段４３、外壁抽出手段４４、領域抽出手段４５、計測手段４６、領域画像生成手段４７、及びデータ生成手段４７として機能する。なお、手段４１Ａ乃至４７は、ソフトウェア的に機能する場合を例に挙げて説明するが、それら手段４１Ａ乃至４７の一部又は全部は、ＭＲＩ装置５０にハードウェア的にそれぞれ設けられるものであってもよい。

また、図１１に示すＭＲＩ装置５０において、図３に示す画像処理装置１０と同一機能には同一符号を付して説明を省略する。

操作制御手段４１Ａは、手段４２Ａ乃至４７と、入力部７３及び表示部７４とを媒介するＧＵＩ等のインターフェースとして機能する。

画像取得手段４２Ａは、データ処理部７７（図１０に図示）によって生成されたデータを記憶する記憶部７２から、心電同期の２Ｄ遅延造影法によって生成された複数時相の各時相について複数断面（マルチスライス）の遅延造影画像のデータを取得する機能を有する。又は、画像取得手段４２Ａは、記憶部７２から、心電同期の３Ｄ遅延造影法によって生成された複数時相の遅延造影ボリュームのデータを取得し、各時相の遅延造影ボリュームから複数断面の遅延造影画像を生成する機能を有する。画像取得手段４２Ａは、例えば、造影開始から１０分経過後の複数断面の遅延造影画像に加えて、造影開始から３分経過後、５分経過後、及び７分経過後の複数断面の遅延造影画像を取得（生成）する。なお、画像取得手段４２Ａは、複数時相の各時相について複数断面の遅延造影画像を取得（生成）する場合について説明するが、複数時相の各時相について１断面の遅延造影画像を取得（生成）する場合であってもよいことは言うまでもない。

本実施形態のＭＲＩ装置５０によると、心臓を含む画像（遅延造影画像や心筋パフュージョン画像）から心筋領域内の正確な心筋梗塞領域を抽出できるので、心筋梗塞領域の正確な位置及び体積を求めることができ、ひいては、画像診断の精度が向上する。

以上、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、変更を行なうことができる。これらの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。

１０ 画像処理装置
２１，７１ 制御部
４１，４１Ａ 操作制御手段
４２，４２Ａ 画像取得手段
４３ 位置合わせ手段
４４ 外壁抽出手段
４５ 領域抽出手段
４６ 計測手段
４７ 領域画像生成手段
５０ ＭＲＩ装置

Claims (11)

1. 心臓を含む複数時相の画像を位置合わせする位置合わせ手段と、
   前記複数時相の少なくとも１時相の画像に基づいて、前記心臓の外壁を抽出する外壁抽出手段と、
   前記複数時相の画像に基づいて、前記抽出された外壁内の信号値の推移係数を演算する推移係数演算手段と、
   前記推移係数を閾値処理することによって、心筋梗塞領域及び内腔領域を分離してそれぞれ抽出する心筋梗塞・内腔抽出手段と、
   を有する画像処理装置。
2. 前記推移係数演算手段は、前記推移係数として変化量を演算する請求項１に記載の画像処理装置。
3. 前記位置合わせ手段は、前記画像として遅延造影画像を位置合わせする請求項１又は２に記載の画像処理装置。
4. 前記位置合わせ手段は、前記画像として心筋パフュージョン画像を位置合わせする請求項１又は２に記載の画像処理装置。
5. 前記抽出された心筋梗塞領域のピクセルと、前記抽出された内腔領域のピクセルとの各ピクセルの領域を、その周囲のピクセルの領域に基づいて補正する領域補正手段をさらに有する請求項１乃至４のうちいずれか一項に記載の画像処理装置。
6. 前記抽出された心筋梗塞領域の情報を示す領域画像を生成して表示部に表示させる領域画像生成手段をさらに有することを特徴とする請求項１乃至５のうちいずれか一項に記載の画像処理装置。
7. 前記領域画像生成手段は、前記抽出された心筋梗塞領域の情報を前記複数時相の画像のいずれかに合成して、前記領域画像としての合成画像を生成する請求項６に記載の画像処理装置。
8. 前記領域画像生成手段は、前記抽出された外壁の情報を前記複数時相の画像のいずれかにさらに合成する請求項７に記載の画像処理装置。
9. 前記位置合わせ手段が前記複数時相の各時相について複数断面の画像を位置合わせする場合、
   前記領域画像生成手段は、前記抽出された複数断面の心筋梗塞領域に基づいて、前記領域画像としてのブルズアイマップを生成して表示させる請求項６に記載の画像処理装置。
10. 前記抽出された心筋梗塞領域に基づいて、前記心筋梗塞領域の体積を計測する計測手段をさらに有する請求項１乃至５のうちいずれか一項に記載の画像処理装置。
11. 静磁場を発生する静磁場磁石と、
    傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイルと、
    高周波磁場を発生し、磁気共鳴信号を受信する送信・受信コイルと、
    前記静磁場磁石、前記傾斜磁場コイル、及び送信・受信コイルを制御する制御部と、
    前記制御部による制御によって撮像を実行し、心臓を含む複数時相の画像を生成するデータ生成手段と、
    前記複数時相の画像を位置合わせする位置合わせ手段と、
    前記複数時相の少なくとも１時相の画像に基づいて、前記心臓の外壁を抽出する外壁抽出手段と、
    前記複数時相の画像に基づいて、前記抽出された外壁内の信号値の推移係数を演算する推移係数演算手段と、
    前記推移係数を閾値処理することによって、心筋梗塞領域及び内腔領域を分離してそれぞれ抽出する心筋梗塞・内腔抽出手段と、
    を有する磁気共鳴イメージング装置。

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