JP6266325B2

JP6266325B2 - 画像解析装置、画像解析プログラム、及び、磁気共鳴イメージング装置

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Publication number: JP6266325B2
Application number: JP2013253164A
Authority: JP
Inventors: 重治大湯
Original assignee: Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2013-12-06
Filing date: 2013-12-06
Publication date: 2018-01-24
Anticipated expiration: 2033-12-06
Also published as: US20150161788A1; JP2015109904A; US9483824B2

Description

本発明の実施形態は、画像解析装置、画像解析プログラム、及び、磁気共鳴イメージング装置に関する。

ＭＲＩは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数のＲＦパルスで磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。なお、上記ＭＲＩは磁気共鳴イメージング(Magnetic Resonance Imaging)の意味であり、ＲＦパルスは高周波パルス(radio frequency pulse)の意味であり、ＭＲ信号は磁気共鳴信号(magnetic resonance signal)の意味である。

ＭＲＩでは、血流量を算出する灌流解析ソフトウェア(Perfusion Analysis Software)が知られている。例えば造影剤投与を伴ったダイナミック撮像により得られた複数画像の画像データ等が入力されると、灌流解析ソフトウェアにより、複数画像の各画素値に基づいて局所血流量が算出される。上記ダイナミック撮像は、時相を変えつつ、時系列的な複数画像を同一断面から取得する手法である。

ＭＲＩの各画素値は、各画素位置で検出されるＭＲ信号の強度におよそ相当し、一般には、組織中の造影剤濃度と線形関係にはない。なお、本明細書では特に断りのない限り、「組織」は、被検体における空気以外の領域を指し、血液、血管も含むものとする。従って、ＭＲＩにおいて血流量を正確に計測するためには、画素値を造影剤濃度に比例する値に変換することが望ましく、これに関する従来技術として非特許文献１が知られている。

Paul S. Tofts et al., Quantitative Analysis of Dynamic Gd-DTPA Enhancement in Breast Tumors Using a Permeability Model; MRM, vol. 33, pp564-568 (1995)

肺のように空気が多く含まれる組織では、一画素内に組織と空気が混在し、ＭＲ信号は組織領域から発生し、ＭＲ信号の強度は、組織領域のＭＲ信号強度を反映した値となる。ここで、造影剤の緩和度を示すＲ_１値は、縦緩和時間の逆数である。従って、ＭＲＩにおける各画素のＲ_１値は、その画素内の平均値ではなく、画素内の組織領域のＲ_１値を反映した値となる。

そうすると、ＭＲＩにおいて、造影剤投与前のＲ_１値と、造影剤投与後の各時刻でのＲ_１値との差に基づいて算出される各画素の造影剤濃度は、空気を含む所定体積当たりの造影剤量ではなく、空気領域を除いた組織領域のみの所定体積当たりの造影剤量に近い値となる。このようにＲ_１値に基づいて算出される局所血流量（所定体積及び単位時間当たりの血液流入量）は、空気を含んだ所定体積当たりの値ではなく、画素内の空気を除いた所定体積当たりの値に近くなる。

一方、Ｘ線ＣＴ装置(X-ray Computed Tomography Apparatus)などの他の方法で計測される血流量は、空気を含む所定体積当たりの値であるため、ＭＲＩにより計測された局所血流量と、他の方法で計測される局所血流量とが大きく異なる値になる。

具体例で分かり易くするため、組織５０％及び空気５０％からなる画素Ａと、組織１００％の画素Ｂとを考える。Ｘ線ＣＴ装置の場合、例えばＨＵ(Hounsfield Unit)値で与えられる画素値は、各画素の造影剤濃度の上昇にほぼ比例して上昇する。造影剤注入前において、画素Ａでは画素値５０、画素Ｂでは画素値１００であり、造影剤投与後の時刻Ｃにおいて、全組織領域の造影剤濃度が均一に１０％上昇したと仮定する。

この場合、例えば画素Ａでは画素値５５、画素Ｂでは画素値１１０となり、画素Ａは所定体積及び所定時間当たりに５の造影剤の流入を示し、画素Ｂは所定体積及び所定時間当たりに１０の造影剤の流入を示す。即ち、Ｘ線ＣＴ装置で計測される血流量（所定体積及び所定時間当たりの造影剤濃度の増分に相当）は、空気を含む所定体積当たりの値であり、画素Ｂの血流量は、画素Ａの血流量の２倍値として計測される。

一方、ＭＲＩでは、造影剤投与前のＲ_１値と、投与後の各時刻でのＲ_１値との差に応じた造影剤濃度が算出されるので、画素Ａの空気領域は測定に影響しない。従って、ＭＲＩでは、造影剤投与後の時刻Ｃにおいて、画素Ａも画素Ｂも共には所定体積及び所定時間当たりに１０の造影剤が流入したと計測される。混乱を避けるには、ＭＲＩにおいて算出される局所血流量が、他の方法で算出される局所血流量と同様の値になることが望ましい。

このため、ＭＲＩにおいて局所血流量を算出する場合に、造影剤濃度と信号値との非線形性を補正しつつ、空気を含む所定体積当たりの局所血流量に近い値を算出する新技術が要望されていた。

以下、本発明の実施形態が取り得る態様の数例を態様毎に説明する。
（１）一実施形態では、画像解析装置は、取得部と、解析部とを有する。
取得部は、各画素の画素値にＭＲ信号の強度が反映されるように造影剤投与の前後にそれぞれ撮像された複数画像の画像データを取得する。
解析部は、造影剤投与の前後における画像データの各画素値と、造影剤投与前の縦緩和時間に関する値とに基づいて、縦緩和時間に関する値の造影剤投与前後の差分に比例するように、且つ、各画素位置に対応する被検体領域における空気領域割合が大きいほど小さくなる係数に比例するように、造影剤濃度の推定値を算出する。

（２）別の一実施形態では、画像解析装置は、取得部と、解析部とを有する。
取得部は、各画素の画素値にＭＲ信号の強度が反映されるように被検体への造影剤投与前に撮像された画像の画像データと、造影剤投与前の縦緩和時間に関する値と、造影剤投与後の縦緩和時間に関する値とを取得する。
解析部は、画像データの各画素値と、造影剤投与前後の縦緩和時間に関する値とに基づいて、縦緩和時間に関する値の造影剤投与前後の差分と、画素値との積に比例するように、各画素位置での造影剤濃度の推定値を算出する。

（３）別の一実施形態では、ＭＲＩ装置は、信号収集部と、画像再構成部と、上記（１）の画像解析装置とを有する。
信号収集部は、被検体に対する造影剤投与の前後においてそれぞれ、傾斜磁場を印加すると共にＲＦパルスを送信することで被検体の撮像領域からＭＲ信号を収集する。
画像再構成部は、各画素の画素値に上記ＭＲ信号の強度が反映されるように、造影剤投与の前後における被検体の各画像の画像データを再構成する。
画像解析装置は、造影剤投与の前後における画像データの各画素値と、造影剤投与前の縦緩和時間に関する値とに基づいて、造影剤濃度の推定値を算出する。

（４）別の一実施形態では、画像解析プログラムは、以下の取得機能及び解析機能をコンピュータに実行させるものである。
取得機能は、各画素の画素値にＭＲ信号の強度が反映されるように被検体への造影剤投与の前後にそれぞれ撮像された複数画像の画像データを取得する。
解析機能は、造影剤投与の前後における画像データの各画素値と、造影剤投与前の縦緩和時間に関する値とに基づいて、縦緩和時間に関する値の造影剤投与前後の差分に比例するように、且つ、各画素位置に対応する被検体領域における空気領域割合が大きいほど小さくなる係数に比例するように、造影剤濃度の推定値を算出する。

本実施形態のＭＲＩ装置の全体構成の一例を示すブロック図。本スキャンで得られた胸部画像に対して設定される動脈領域の一例を示す模式図。動脈領域、及び、組織領域における各造影剤濃度Ｃ（ｔ）の時間変化の一例を示す模式図。本実施形態の手法で算出される造影剤濃度から得られる灌流マップの一例を示す模式図。本実施形態のＭＲＩ装置の動作の流れの一例を示すフローチャート。

以下、画像解析装置、画像解析方法、画像解析プログラム、及び、ＭＲＩ装置の実施形態について、添付図面に基づいて説明する。以下では一例として、上記課題を解決する画像解析装置が組み込まれたＭＲＩ装置の実施形態を説明する。なお、各図において同一要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する。

＜本実施形態の構成＞
図１は、本実施形態のＭＲＩ装置１０の全体構成の一例を示すブロック図である。ここでは一例として、ＭＲＩ装置１０の構成要素を寝台装置２０、ガントリ３０、制御装置４０の３つに分けて説明する。

第１に、寝台装置２０は、支持台２１と、天板２２と、支持台２１内に配置される天板移動機構２３とを有する。
天板２２の上面には、被検体Ｐが載置される。また、天板２２の上面には、被検体Ｐに装着される胸部用のＲＦコイル装置１００が接続される接続ポート２５が配置される。

支持台２１は、天板２２を水平方向（装置座標系のＺ軸方向）に移動可能に支持する。天板移動機構２３は、天板２２がガントリ３０外に位置する場合に、支持台２１の高さを調整することで、天板２２の鉛直方向の位置を調整する。また、天板移動機構２３は、天板２２を水平方向に移動させることで天板２２をガントリ３０内に入れ、撮像後には天板２２をガントリ３０外に出す。

第２に、ガントリ３０は、例えば円筒状に構成され、撮像室に設置される。ガントリ３０は、静磁場磁石３１と、シムコイルユニット３２と、傾斜磁場コイルユニット３３と、ＲＦコイルユニット３４とを有する。

静磁場磁石３１は、例えば超伝導コイルであり、円筒状に構成される。静磁場磁石３１は、後述の制御装置４０の静磁場電源４２から供給される電流により、撮像空間に静磁場を形成する。撮像空間とは例えば、被検体Ｐが置かれて、静磁場が印加されるガントリ３０内の空間を意味する。なお、静磁場電源４２を設けずに、静磁場磁石３１を永久磁石で構成してもよい。

シムコイルユニット３２は、例えば円筒状に構成され、静磁場磁石３１の内側において、静磁場磁石３１と軸を同じにして配置される。シムコイルユニット３２は、後述の制御装置４０のシムコイル電源４４から供給される電流により、静磁場を均一化するオフセット磁場を形成する。

傾斜磁場コイルユニット３３は、例えば円筒状に構成され、シムコイルユニット３２の内側に配置される。傾斜磁場コイルユニット３３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘと、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙと、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚとを有する。

本明細書では、特に断りのない限り、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸は装置座標系であるものとする。ここでは一例として、装置座標系のＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸を以下のように定義する。まず、鉛直方向をＹ軸方向とし、天板２２は、その上面の法線方向がＹ軸方向となるように配置される。天板２２の水平移動方向をＺ軸方向とし、ガントリ３０は、その軸方向がＺ軸方向となるように配置される。Ｘ軸方向は、これらＹ軸、Ｚ軸に直交する方向である。

Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘは、後述のＸ軸傾斜磁場電源４６ｘから供給される電流に応じたＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘを撮像領域に形成する。同様に、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙは、後述のＹ軸傾斜磁場電源４６ｙから供給される電流に応じたＹ軸方向の傾斜磁場Ｇｙを撮像領域に形成する。同様に、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚは、後述のＺ軸傾斜磁場電源４６ｚから供給される電流に応じたＺ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを撮像領域に形成する。そして、スライス選択方向傾斜磁場Ｇｓｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、及び、読み出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒｏは、装置座標系の３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの合成により、任意の方向に設定可能である。

上記撮像領域は、例えば、１画像又は１セットの画像の生成に用いられるＭＲ信号の収集範囲の少なくとも一部であって、画像となる領域である。撮像領域は例えば、撮像空間の一部として装置座標系で３次元的に規定される。例えば折り返しアーチファクトを防止するために、画像化される領域よりも広範囲でＭＲ信号が収集される場合、撮像領域はＭＲ信号の収集範囲の一部である。一方、ＭＲ信号の収集範囲の全てが画像となり、ＭＲ信号の収集範囲と撮像領域とが合致する場合もある。また、上記「１セットの画像」は、例えばマルチスライス撮像などのように、１のパルスシーケンスで複数画像のＭＲ信号が一括的に収集される場合の複数画像である。

ＲＦコイルユニット３４は、例えば円筒状に構成され、傾斜磁場コイルユニット３３の内側に配置される。ＲＦコイルユニット３４は、例えば、ＲＦパルスの送信及びＭＲ信号の受信を兼用する全身用コイルを含む。

第３に、制御装置４０は、静磁場電源４２と、シムコイル電源４４と、傾斜磁場電源４６と、ＲＦ送信器４８と、ＲＦ受信器５０と、シーケンスコントローラ５８と、演算装置(Operation Device)６０と、画像解析装置６５と、入力装置７２と、表示装置７４と、記憶装置７６とを有する。

傾斜磁場電源４６は、Ｘ軸傾斜磁場電源４６ｘと、Ｙ軸傾斜磁場電源４６ｙと、Ｚ軸傾斜磁場電源４６ｚとを有する。Ｘ軸傾斜磁場電源４６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４６ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４６ｚは、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを形成するための各電流を、Ｘ軸傾斜磁場コイル３３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル３３ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル３３ｚにそれぞれ供給する。

ＲＦ送信器４８は、シーケンスコントローラ５８から入力される制御情報に基づいて、核磁気共鳴を起こすラーモア周波数のＲＦ電流パルスを生成し、これをＲＦコイルユニット３４に送信する。このＲＦ電流パルスに応じたＲＦパルスが、ＲＦコイルユニット３４から被検体Ｐに送信される。

ＲＦコイルユニット３４の全身用コイルや、被検体Ｐに装着されるＲＦコイル装置１００は、被検体Ｐ内の原子核スピンがＲＦパルスによって励起されることで発生したＭＲ信号を検出し、検出されたＭＲ信号は、ＲＦ受信器５０に入力される。

ＲＦ受信器５０は、受信したＭＲ信号に所定の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ(analog to digital)変換を施すことで、デジタル化されたＭＲ信号の複素データである生データを生成する。ＲＦ受信器５０は、ＭＲ信号の生データを演算装置６０（の画像再構成部６２）に入力する。

シーケンスコントローラ５８は、演算装置６０の指令に従って、傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８及びＲＦ受信器５０の駆動に必要な制御情報を記憶する。ここでの制御情報とは、例えば、傾斜磁場電源４６に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報である。シーケンスコントローラ５８は、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８及びＲＦ受信器５０を駆動させることで、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ及びＲＦパルスを発生させる。

演算装置６０は、システム制御部６１と、システムバスＳＢと、画像再構成部６２と、画像データベース６３と、画像処理部６４とを有する。

システム制御部６１は、本スキャンの撮像条件の設定、撮像動作及び撮像後の画像表示において、システムバスＳＢ等の配線を介してＭＲＩ装置１０全体のシステム制御を行う。上記撮像条件とは例えば、どの種類のパルスシーケンスにより、どのような条件でＲＦパルス等を送信し、どのような条件で被検体ＰからＭＲ信号を収集するかを意味する。

撮像条件の例としては、撮像空間内の位置的情報としての撮像領域、フリップ角度α、繰り返し時間ＴＲ(Repetition Time)、スライス数、撮像部位、スピンエコー法やパラレルイメージング等のパルスシーケンスの種類などが挙げられる。上記撮像部位とは、例えば、頭部、胸部、腹部などの被検体Ｐのどの部分を撮像領域として画像化するかを意味する。

上記「本スキャン」は、プロトン密度強調画像などの、目的とする診断画像の撮像のためのスキャンであって、位置決め画像用のＭＲ信号収集のスキャンや、較正スキャンを含まないものとする。スキャンとは、ＭＲ信号の収集動作を指し、画像再構成を含まないものとする。較正スキャンとは例えば、本スキャンの撮像条件の内の未確定のものや、画像再構成処理や画像再構成後の補正処理に用いられる条件やデータを決定するために、本スキャンとは別に行われるスキャンを指す。プレスキャンとは、較正スキャンの内、本スキャン前に行われるものを指す。

また、システム制御部６１は、撮像条件の設定画面情報を表示装置７４に表示させ、入力装置７２からの指示情報に基づいて撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ５８に入力する。また、システム制御部６１は、撮像後には、生成された表示用画像データが示す画像を表示装置７４に表示させる。
入力装置７２は、撮像条件や画像処理条件を設定する機能をユーザに提供する。

画像再構成部６２は、位相エンコードステップ数及び周波数エンコードステップ数に応じて、ＲＦ受信器５０から入力されるＭＲ信号の生データをｋ空間データとして配置及び保存する。ｋ空間とは、周波数空間の意味である。画像再構成部６２は、ｋ空間データに２次元又は３次元のフーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで、被検体Ｐの画像データを生成する。画像再構成部６２は、生成した画像データを画像データベース６３に保存する。

なお、ＭＲＩの画像データは、例えば、各々の画素が画素値を有することで構成される。画素値は、例えば、その画素が表示される際の輝度レベル（その画素に対応する被検体領域から検出されたＭＲ信号の強度を反映）を示す。スライスの場合、ＭＲＩの画像データは、縦横の画素数が例えば位相エンコードステップ数×周波数エンコードステップ数となる。

画像処理部６４は、画像データベース６３から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施し、画像処理後の画像データを表示用画像データとして記憶装置７６に保存する。

記憶装置７６は、上記の表示用画像データに対し、その表示用画像データの生成に用いた撮像条件や被検体Ｐの情報（患者情報）等を付帯情報として付属させて記憶する。

画像解析装置６５は、造影剤濃度を解析することで灌流マップ等を生成する。灌流マップは、例えば、撮像断面における血流の多い位置の画素ほど画素値が大きくなるように生成され、画素値に応じて例えば有彩色で色分けされたマップ画像である。画像解析装置６５は、演算装置６０と共通のシステムバスＳＢと、取得部６６と、解析部６７とを有する。

取得部６６は、灌流マップの生成に必要な撮像条件等を取得及び記憶する。
解析部６７は、造影剤濃度の時間変化を算出し、灌流マップを生成する。

なお、演算装置６０、入力装置７２、表示装置７４、記憶装置７６の４つを１つのコンピュータとして構成し、例えば制御室に設置してもよい。
また、上記説明では、ＭＲＩ装置１０の構成要素をガントリ３０、寝台装置２０、制御装置４０の３つに分類したが、これは一解釈例にすぎない。例えば、天板移動機構２３は、制御装置４０の一部として捉えてもよい。

或いは、ＲＦ受信器５０は、ガントリ３０外ではなく、ガントリ３０内に配置されてもよい。この場合、例えばＲＦ受信器５０に相当する電子回路基盤がガントリ３０内に配設される。そして、ＲＦコイル装置１００等によって電磁波からアナログの電気信号に変換されたＭＲ信号は、当該電子回路基盤内のプリアンプで増幅され、デジタル信号としてガントリ３０外に出力され、画像再構成部６２に入力される。ガントリ３０外への出力に際しては、例えば光通信ケーブルを用いて光デジタル信号として送信すれば、外部ノイズの影響が軽減されるので望ましい。

＜本実施形態の原理＞
次に、本実施形態における造影剤濃度の算出方法について説明する。ここでは一例として、ＦＥ(Field Echo)法のダイナミック撮像により同一の撮像領域に対して時系列的に画像が順次撮像され、時刻ｔ＝０（以下、時刻ｔ０と表記）において造影剤が被検体Ｐに投与されるものとする。また、以下の説明で用いられるパラメータにおいて、（ｔ）は、経過時間を示す時刻ｔの関数であることを意味するものとする。

ここでは一例として、どの画素の画素値も、その画素位置から検出されるＭＲ信号の強度に等しいものとし、任意の一画素における、時刻ｔでの画素値をＳＩ（ｔ）とする。造影剤は、投与したら瞬間的に被検体内に行き亘るわけではないので、造影剤が投与される時刻ｔ０での画素値ＳＩ（０）は、造影剤投与前の画素値（時刻ｔ０よりも時間的に前の画素値）に等しい。

従って、本明細書では一例として、「造影剤投与前」とは、「ＭＲＩでの測定上、造影剤の効果が表れる前」の意味で用い、例えば造影剤投与の開始の瞬間から１フェムト秒経過した時刻も、造影剤の効果が測定上表れていなければ「造影剤投与前」に含まれるものとする。

また、パルスシーケンスにおける繰り返し時間をＴＲ［second］とし、励起用ＲＦパルスのフリップ角度をα［°］とする。［］内は、そのパラメータの単位を意味する。また、縦緩和時間をＴ_１（ｔ）とし、時刻ｔ０における縦緩和時間をＴ_１０とする。

ＦＥ法では磁場の不均一性の補正を行わないので、磁場の不均一性を加味した横緩和時間をＴ_２ ^＊とする。そうすると、ＦＥ法での画素値は、次式で与えられる。

上記（１）式において、Ｍ_０は、条件にもよるが、例えば水素原子核のスピンの磁気モーメントに相当する値である。また、ＴＥは、エコー時間である。（１）式の定数部分をｍとして、次式で定義する。

時系列の撮像中、ｍは一定であり、組織の密度（即ち、空気ではない領域の割合）に比例すると考えられる。実際には造影剤濃度により横緩和時間Ｔ_２ ^＊が変化するが、エコー時間ＴＥ，繰り返し時間ＴＲに小さな値を用いることで、横緩和時間Ｔ_２ ^＊の変化に対するＭＲ信号値に相当するＳＩ（ｔ）の変化を小さくすることができる。これにより、造影剤注入後、ｍは一定であるとみなすことができる。

また、造影剤投与前のＲ_１値をＲ_１０とし、造影剤投与後のＲ_１値を経過時間ｔの関数Ｒ_１（ｔ）と表記する。Ｒ_１値は、造影剤の緩和度を示し、縦緩和時間の逆数である。
従って、Ｒ_１０＝１／Ｔ_１０であり、Ｒ_１（ｔ）＝１／Ｔ_１（ｔ）である。造影剤投与後の各時刻における、造影剤投与前との緩和度変化分をΔＲ_１（ｔ）とする。緩和度変化分ΔＲ_１（ｔ）は、次式で与えられる。

ΔＲ_１（ｔ）＝Ｒ_１（ｔ）−Ｒ_１０
＝｛１／Ｔ_１（ｔ）｝−｛１／Ｔ_１０｝ …（３）

次に、時刻ｔ＝０における（１）式の右辺の一部をＢとして以下の（４）式で定義し、Ｂの一部をＥ_１として以下の（５）式で定義し、これらＢ，Ｅ_１を用いて造影剤濃度の推定値Ｃ（ｔ）を以下の（６）式で定義する。

上記のように造影剤濃度Ｃ（ｔ）を定義すれば、Ｒ_１（ｔ）又はＴ_１（ｔ）を直接的に求めなくても、Ｅ_１が求まれば造影剤濃度の推定値Ｃ（ｔ）を算出できる。「造影剤濃度の推定値」は、ここでは一例として造影剤濃度そのものを示すものとし、以下の説明では単に「造影剤濃度Ｃ（ｔ）」と記載する。但し、実際には造影剤投与の前後における造影剤濃度の増減の時間変化が分かれば十分であるため、Ｃ（ｔ）は、造影剤濃度に比例する値として算出されるようにしてもよい。ここで、（１）式から次式の関係が成り立つ。

ここで、以下のように上記（７）式を数回変形することで、Ｅ_１は、以下の最後の（８）式で表される。

（８）式において、Ｂは、繰り返し時間ＴＲ、フリップ角度α、造影剤投与前の縦緩和時間Ｔ_１０（又はＲ_１０）から求まる。その（８）式で求まるＥ_１を（６）式に代入すれば、例えば画素値で与えられるＳＩ（ｔ）、ＳＩ（０）を用いることで、Ｒ_１（ｔ）又はＴ_１（ｔ）を求めずに造影剤濃度Ｃ（ｔ）を算出できる。

次に、（６）式で定義されるＣ（ｔ）が、空気を含む所定体積当たりの造影剤濃度と実質的に等価となる理由について、以下に数式を変形しながら説明する。
ＳＩ（０）は、（１）式の右辺においてＴ_１（ｔ）をＴ_１０に置換したものであるから、（２）式のｍ及び（４）式のＢを（１）式に代入することで、次式で表される。

ＳＩ（０）＝ｍ×Ｂ …（９）

上記の（９）式を変形すれば、次式となる。

ｍ＝ＳＩ（０）／Ｂ …（１０）

また、（１）式の右辺に（２）式のｍ及び（５）式のＥ_１を代入することで、ＳＩ（ｔ）は次式で表せる。

上記（１１）式に（１０）式を代入すれば、ＳＩ（ｔ）は次式で表せる。

また、Ｅ_１を定義する（５）式を変形すると、次式が成り立つ。

次に、以下の（１４）式のように、（６）式を変形する。即ち、（６）式に（１２）式を代入することでＳＩ（ｔ）を消去し、次に（９）式を代入することでＳＩ（０）を消去し、さらに（１３）式を代入する。

上式においてＴ_１０・Ｂの部分は、造影剤注入前後に亘って一定値であるから、Ｃ（ｔ）は組織密度に比例するｍと、ΔＲ_１との積に比例する。ここで第１に、１画素内で空気領域の割合が大きい程、組織領域の割合（ｍ）が小さくなる。第２に、ＭＲＩにおけるΔＲ_１値は、（空気を含まない）組織領域の所定体積当たりの造影剤濃度の変化分である。このΔＲ_１に対し、『画素内の空気領域割合が大きいほど小さくなるｍ』が乗じられるから、その積であるＣ（ｔ）は、空気を含む所定体積当たりの造影剤濃度に換算されている。

また、（１４）式のように、ΔＲ_１に比例するように造影剤濃度Ｃ（ｔ）が算出されているので、ＭＲ信号の強度（この例では画素値ＳＩ（ｔ））と、造影剤濃度Ｃ（ｔ）との非線形性が補正された状態で造影剤濃度Ｃ（ｔ）が算出される。
ここで、別の観点から造影剤濃度Ｃ（ｔ）を規定する（６）式を変形し、（６）式の物理的意味について考える。まず、上記（７）式から、以下の（１５）式の関係が成り立つ。

また、（１３）式を変形すれば、以下の（１６）式が成り立つ。

次に、造影剤濃度Ｃ（ｔ）を規定する（６）式の右辺において、ＳＩ（ｔ）に乗じられている部分に（１６）式を代入し、さらに（１５）式を代入すると、以下の（１７）式が得られる。

（６）式に（１７）式を代入すれば、以下の（１８）式が成り立つ。

従来の手法でＲ_１値が既に算出されている場合、（１８）式に基づいて造影剤濃度Ｃ（ｔ）を算出してもよい。従って、（６）式で造影剤濃度Ｃ（ｔ）を算出することは、（１８）で造影剤濃度Ｃ（ｔ）を算出することと等価である。即ち、（６）式で造影剤濃度Ｃ（ｔ）を算出することは、造影剤注入前のＭＲ信号強度と、造影剤注入後のＲ_１値との積（Ｒ_１（ｔ）×ＳＩ（０））を算出することで造影剤の体積濃度に比例する値を得ることを意味する。

図２は、本スキャンで得られた胸部画像に対して設定される動脈領域の一例を示す模式図である。図２に示すように、胸部画像２００には、例えば心臓２０２、右肺２０４、左肺２０６、大動脈２０８が描出されている。ここでは一例として、大動脈２０８の一部が動脈領域２１０として設定される例を述べる。即ち、動脈以外の領域は、動脈領域２１０には一切含まれないように動脈領域が設定されるものとする。

図３は、動脈領域、及び、組織領域における各造影剤濃度Ｃ（ｔ）の時間変化の一例を示す模式図である。図３の上段は、（６）式により算出される動脈領域における造影剤濃度Ｃ（ｔ）の時間変化の一例であり、図３の下段は、（６）式により算出される組織領域における造影剤濃度Ｃ（ｔ）の時間変化の一例である。図３の上段、下段のそれぞれにおいて、横軸は経過時間を示す時刻ｔであり、縦軸は造影剤濃度Ｃ（ｔ）を示す。

前述のように、時刻ｔ０で造影剤が投与されるので、時刻ｔ０以前では、動脈領域、組織領域共に造影剤濃度はゼロで一定となる。造影剤投与後、動脈領域、組織領域において造影剤濃度Ｃ（ｔ）は上昇し、ピークに達するが、その後、造影剤濃度Ｃ（ｔ）は減少し、ゼロに近づいていく。

図４は、本実施形態の手法で算出される造影剤濃度から得られる灌流マップの一例を示す模式図である。図４では、血流量が多い画素程白くなるように、グレースケールで示すが、これは一例に過ぎない。例えば血流量の多い順に、赤、黄、緑、青、紫となるように有彩色で灌流マップを表示してもよい。図４は、ダイナミック撮像により図２と同一の撮像領域から得られる灌流マップであるから、図２の胸部画像２００内の動脈領域は、白く描出されており、血流量が多いことを示す。

＜本実施形態の動作説明＞
図５は、本実施形態のＭＲＩ装置１０の動作の流れの一例を示すフローチャートである。ここでは一例として、造影剤投与を伴った胸部のダイナミック撮像がＦＥ法の本スキャンとして実行される場合について説明する。以下、前述した各図を適宜参照しながら、図５に示すステップ番号に従って、ＭＲＩ装置１０の動作を説明する。

［ステップＳ１］システム制御部６１（図１参照）は、胸部のダイナミック撮像の本スキャンの撮像条件及び画像処理条件の設定画面情報を表示装置７４に入力する。これにより、撮像条件及び画像処理条件の設定画面が表示装置７４に表示される。
システム制御部６１は、入力装置７２に対して入力された撮像条件に基づいて、本スキャンの撮像条件の一部（例えば繰り返し時間ＴＲ、フリップ角度α等）を設定する。システム制御部６１は、設定した撮像条件を画像解析装置６５の取得部６６に入力し、取得部６６は入力された条件を記憶する。

また、画像処理条件として、造影剤注入前の緩和度Ｒ_１０の値が入力装置７２に対して入力され、取得部６６はＲ_１０を取得し、記憶する。なお、Ｒ_１０の値については、操作者により設定される構成に限定されるものではない。例えば、本スキャンの実行前に、造影剤投与前の縦緩和時間Ｔ_１０を測定するプレスキャンを撮像領域に実行し、その逆数のＲ_１０を取得部６６に入力する構成でもよい。

そして、天板２２上で被検体Ｐに胸部用のＲＦコイル装置１００及び造影剤投与装置（図示せず）がセットされ、天板移動機構２３は、システム制御部６１の制御に従って、撮像部位としての胸部が磁場中心に位置するように、ガントリ３０内に天板２２を水平移動させる。
この後、ステップＳ２に進む。

［ステップＳ２］公知の手法で位置決め画像が撮像される。具体的には、静磁場電源４２により励磁された静磁場磁石３１によって撮像空間に静磁場が形成される。また、シムコイル電源４４からシムコイルユニット３２に電流が供給されて、撮像空間に形成された静磁場が均一化される。

そして、入力装置７２からシステム制御部６１に撮像開始指示が入力されると、システム制御部６１は、パルスシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ５８に入力する。シーケンスコントローラ５８は、入力されたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源４６、ＲＦ送信器４８及びＲＦ受信器５０を駆動させることで、被検体Ｐの撮像部位が含まれる撮像領域に傾斜磁場を形成させると共に、ＲＦコイルユニット３４からＲＦパルスを発生させる。

このため、被検体Ｐ内の核磁気共鳴により生じたＭＲ信号がＲＦコイル装置１００により検出されて、ＲＦ受信器５０に入力される。ＲＦ受信器５０は、ＭＲ信号に前述の処理を施すことでＭＲ信号の生データを生成し、これら生データを画像再構成部６２に入力する。画像再構成部６２は、ＭＲ信号の生データをｋ空間データとして配置及び保存する。

画像再構成部６２は、ｋ空間データにフーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで実空間の画像データを再構成し、得られた画像データを画像データベース６３に保存する。画像処理部６４は、画像データベース６３から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施すことで２次元の表示用画像データを生成し、この表示用画像データを表示装置７４に入力し、位置決め画像として表示させる。

位置決め画像の表示後、入力装置７２を介して、操作者により位置決め画像上で胸部の撮像領域が設定される。この後、ステップＳ３に進む。

［ステップＳ３］ここでは一例として、例えば造影剤投与の時刻ｔ＝−２から第１時相の画像が撮像された後、時相間の空き時間となる時刻ｔ０のタイミングにおいて造影剤が被検体Ｐに投与され、第２時相以降の画像が撮像される。造影剤の投与は、システム制御部６１の制御に従って、前述の造影剤投与装置（図示せず）により遠隔的且つ自動的に実行される。

なお、各時相は、例えば３０スライスや４０スライス等の複数の画像用のＭＲ信号を収集するものである。時刻ｔ＝０からダイナミック撮像を開始してもよいが、造影剤投与前の画像を複数取得することで、造影剤投与前のデータを正確に取得すると共に動き補正を正確に実行する観点からは、上記手法が好ましい。時刻ｔ０からダイナミック撮像を開始する場合、造影剤投与前の画像は、時刻ｔ０のタイミングで撮像された１画像のみとなるからである。

従って、時刻ｔ＝−２から終了時刻まで、ＦＥ法のダイナミック撮像の本スキャンにより、ステップＳ２で選択された撮像領域（同一断面）からＭＲ信号が時系列的に繰り返し収集される。ＭＲ信号の収集動作は、位置決め画像の場合と同様である。このようにして、各タイミングでの画像用のＭＲ信号がｋ空間データに変換されて画像再構成部６２に保存される。この後、ステップＳ４に進む。

［ステップＳ４］画像再構成部６２は、ステップＳ３で収集された本スキャンのｋ空間データに画像再構成処理を施し、得られた（実空間の）画像データを画像データベース６３に保存する。画像処理部６４は、画像データベース６３から本スキャンの画像データを取り込み、これに公知の動き補正処理等を施すことで動き補正後の画像データを生成し、動き補正後の画像データを記憶装置７６に保存する。動き補正処理では、呼吸による右肺２０４、左肺２０６（図２参照）の変形や、拍動による心臓の変形等が補正される。

なお、後述のステップＳ６、Ｓ７における造影剤濃度Ｃ（ｔ）の算出では、画像再構成部により再構成された直後の画像データの各画素値をＳＩ（ｔ）として用いてもよいが、フィルタ処理などの処理が加えられた画像データの画素値をＳＩ（ｔ）として用いてもよい。ここでは一例として、上記の動き補正後の画像データの各画素値がＳＩ（ｔ）として用いられる場合について説明する。
この後、ステップＳ５に進む。

［ステップＳ５］システム制御部６１は、動き補正後の全画像データの内、例えばｔ＝０のタイミングなどの代表的なタイミングでの画像データを表示装置７４に画像表示させる。操作者は、画像を見ながら動脈領域を判断し、入力装置７２を介して、動脈領域を関心領域（ＲＯＩ：Region Of Interest）として選択する。

なお、動脈領域については、取得部６６により自動選択される構成でもよい。この場合、取得部６６は例えば、各臓器や骨の形状、大きさ等を含む標準的な人体モデルと、画像データとのテンプレートマッチングにより、画像内の各臓器や骨などの血管以外の特徴的な領域を抽出後、各臓器や骨の位置に基づいて、動脈領域を抽出する。
この後、ステップＳ６に進む。

［ステップＳ６］取得部６６は、本スキャンの全画像の動き補正後の画像データを記憶装置７６から取得して記憶する。

次に、解析部６７は、本スキャン開始から本スキャン終了までの期間における動脈領域の造影剤濃度Ｃ（ｔ）の時間変化を（６）式に基づいて算出する。一般には、動脈領域として選択される画素が単数の場合も、複数の場合も、動脈領域の造影剤濃度Ｃ（ｔ）の時間変化は１つとして（画一的に）算出される。

具体例として、同一断面に対してｔ＝−２からｔ＝９７まで等間隔で１００画像が撮像され、５０画素が（１００画像に共通の位置で）動脈領域として選択された場合を考える。この場合、１００画像（即ち、１００通りの時刻）に対してそれぞれ、動脈領域の画素値が５０画素で平均され、平均画素値をＳＩ（ｔ）とすることで、ｔ＝−２からｔ＝９７までの動脈領域の造影剤濃度Ｃ（ｔ）が算出される。或いは、５０画素それぞれについて、造影剤濃度Ｃ（ｔ）を合計５０個算出し、５０個のＣ（ｔ）の平均を動脈領域の造影剤濃度Ｃ（ｔ）としてもよい。

解析部６７は、動脈領域の造影剤濃度Ｃ（ｔ）の時間変化曲線をグラフとして表示装置７４に表示させる（図３の上段参照）。解析部６７は、動脈領域の造影剤濃度Ｃ（ｔ）の時間変化曲線のピーク高さ、時間積分値（面積）、最大傾斜、１次モーメントなどのカーブ特徴パラメータを算出し、その数値を表示装置７４に表示させる。
この後、ステップＳ７に進む。

［ステップＳ７］解析部６７は、本スキャン開始から本スキャン終了までの期間における組織領域の全画素の造影剤濃度Ｃ（ｔ）の時間変化をそれぞれ算出する。組織領域としては血管領域を含めても除いてもよい。ここでは一例として、全画素を組織領域として処理する場合について説明する。例えば縦横の画素数が２５６×２５６の場合、組織領域の造影剤濃度Ｃ（ｔ）は、２５６×２５６の全画素に対して個別に算出される。

解析部６７は、これら２５６×２５６の組織領域の造影剤濃度Ｃ（ｔ）の時間変化曲線に対してそれぞれ、ピーク高さ、時間積分値（面積）、最大傾斜、１次モーメントなどのカーブ特徴量を算出する。解析部６７は、例えばピーク高さについて、２５６×２５６の組織領域のマップを生成して表示装置７４に表示させる。このマップは、造影剤濃度Ｃ（ｔ）の時間変化曲線においてピークが高い画素程明るく、ピークが低い画素程暗く表示されたマップである。

同様に、解析部６７は、時間積分値（面積）、最大傾斜などの他のカーブ特徴パラメータについても組織領域のマップを生成して表示装置７４に表示させる。
この後、ステップＳ８に進む。

［ステップＳ８］解析部６７は、動脈領域の造影剤濃度Ｃ（ｔ）の時間変化曲線（１つのみ算出）と、画素毎に存在する組織領域の造影剤濃度Ｃ（ｔ）の時間変化曲線とに基づいて、公知の手法で全画素の局所血流量をそれぞれ算出する。具体的には、ある画素Ｑの組織領域としての造影剤濃度Ｃ（ｔ）の時間変化曲線を、動脈領域の造影剤濃度Ｃ（ｔ）時間変化曲線で逆畳込積分する。この逆畳込積分によって得られた関数の最大値が、当該画素Ｑの局所血流量として算出される。この処理が全画素に対して実行される。
この後、ステップＳ９に進む。

［ステップＳ９］解析部６７は、ステップＳ８で得られた全画素の局所血流量を灌流マップとして生成し、表示装置７４に表示させる（図４参照）。また、解析部６７は、各画素に対して平均通過時間、分布体積(Distribution Volume)、容積輸送定数Ｋｔｒａｎｓなど）等の関連パラメータをそれぞれ算出し、ステップＳ７と同様にパラメータ毎にマップを生成して表示装置７４に表示させてもよい。
以上が本実施形態のＭＲＩ装置１０の動作説明である。

＜本実施形態の効果＞
このように本実施形態では、造影剤濃度Ｃ（ｔ）を示す（６）式から分かるように、『画素内の空気領域割合が大きいほど小さくなる係数ｍ』と、ΔＲ_１との積に比例するように造影剤濃度Ｃ（ｔ）が算出されるので、この造影剤濃度Ｃ（ｔ）は、空気を含む所定体積当たりの造影剤濃度に換算されている。

また、ΔＲ_１に比例するように造影剤濃度Ｃ（ｔ）が算出されるので、ＭＲ信号の強度（画素値ＳＩ（ｔ））と、造影剤濃度Ｃ（ｔ）との非線形性が補正された状態で造影剤濃度Ｃ（ｔ）が算出される。従って、ＭＲＩにおいて、例えば肺のように空気が含まれる領域の局所血流量を正確に算出できる。

さらに、（８）式でＥ_１を求め、これを（６）式に代入することで、繰り返し時間ＴＲ、フリップ角α等の撮像条件と、画像データの画素値と、Ｔ_１０とから造影剤濃度Ｃ（ｔ）を算出する。即ち、Ｒ_１（ｔ）を直接求めることなく、空気を含む所定体積当たりの造影剤濃度Ｃ（ｔ）を算出できる。

以上説明した実施形態によれば、ＭＲＩにおいて局所血流量を算出する場合に、造影剤濃度と信号値との非線形性を補正しつつ、空気を含む所定体積当たりの局所血流量に近い値を算出できる。

＜実施形態の補足事項＞
［１］上記実施形態において、本スキャンの画像データが再構成された後、灌流マップが生成及び表示されるまでの画像解析処理（ステップＳ５〜Ｓ９）をプログラムコード化することで、画像解析プログラムを作成してもよい。上記実施形態の画像解析装置６５は、そのような画像解析プログラムがインストールされたコンピュータとして捉えてもよい。

［２］上記実施形態では、本スキャンにおいてＦＥ系のパルスシーケンスが用られ、ＦＥ法のＭＲ信号強度モデルである（１）式に基づいて造影剤濃度Ｃ（ｔ）が算出される例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。スピンエコー法などの他のパルスシーケンスでもＭＲ信号強度を論理的に定義し、それに基づいて上記同様に造影剤濃度Ｃ（ｔ）を算出してもよい。

［３］本実施形態では、ＭＲＩ装置１０内に画像解析装置６５が配置され、ＭＲＩ装置１０内で血流量が算出及び表示される例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。例えば、モダリティの１つとしてＭＲＩ装置が接続される画像保管通信システム(ＰＡＣＳ:Picture Archiving and Communication Systems)のサーバ内に画像解析装置６５が搭載されていてもよい。この場合、例えばサーバがＭＲＩ装置から画像データ等を取得し、サーバが上記同様に造影剤濃度Ｃ（ｔ）を算出することで灌流マップを表示する。

［４］空気が含まれる領域の一例として、胸部用のＲＦコイル装置１００が装着され、肺が含まれる撮像領域に対して（空気を含む所定体積当たりの）局所血流量が算出される例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。胃腸などの空気が含まれる他の領域の撮像においても、上記実施形態と同様の効果が得られる。

［５］上記実施形態のフローでは、ステップＳ６で動脈領域の造影剤濃度Ｃ（ｔ）の時間変化を算出後、ステップＳ７で組織領域の造影剤濃度Ｃ（ｔ）の時間変化を算出する例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。ステップＳ７の処理をステップＳ６の処理の前に実行してもよいし、解析部６７内に演算装置を複数搭載することで、双方の処理を並行して実行してもよい。

［６］上記実施形態では、造影剤注入後の時系列的な複数画像のＭＲ信号の強度を補正しつつ、造影剤濃度を算出する例を述べた。本発明は、かかる実施形態に限定されるものではない。例えばＢＢＴＩ(Black Blood Traveling Time：撮像領域に流入する血液の移動時間に相当)を変化させる等の非造影の手法で撮像された画像から得られるＴ_１（ｔ），Ｔ_２ ^*を用いて、（１８）式によりＣ（ｔ）を血流量としてを算出してもよい。

［７］請求項の用語と実施形態との対応関係を説明する。なお、以下に示す対応関係は、参考のために示した一解釈であり、本発明を限定するものではない。
（２）式及び（１４）式における係数ｍは、請求項記載の「各画素位置に対応する被検体の領域における空気領域割合が大きいほど小さくなる係数」の一例である。
ガントリ３０内の各構成要素、及び、制御装置４０の全体（図１参照）が、傾斜磁場及びＲＦパルスの印加を伴った撮像により被検体ＰからＭＲ信号を収集する機能は、請求項記載の信号収集部の一例である。

［８］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同様に、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。

１０：ＭＲＩ装置，
２０：寝台装置，２２：天板，３０：ガントリ，
３１：静磁場磁石，３２：シムコイルユニット，３３：傾斜磁場コイルユニット，
３４：ＲＦコイルユニット，４０：制御装置，６０：演算装置，６５：画像解析装置

Claims

各画素の画素値に磁気共鳴信号強度が反映されるように被検体への造影剤投与の前後にそれぞれ撮像された複数画像の画像データを取得する取得部と、
造影剤投与の前後における前記画像データの各画素値と、造影剤投与前の縦緩和時間に関する値とに基づいて、前記縦緩和時間に関する値の造影剤投与前後の差分に比例するように、且つ、各画素位置に対応する前記被検体の領域における空気領域割合が大きいほど小さくなる係数に比例するように、造影剤濃度の推定値を算出する解析部と
を備えることを特徴とする画像解析装置。
請求項１記載の画像解析装置において、
前記取得部は、前記縦緩和時間に関する値として、緩和度を示すＲ_１値を取得し、前記Ｒ_１値を前記解析部に入力する
ことを特徴とする画像解析装置。
請求項２記載の画像解析装置において、
前記取得部は、造影剤投与の前後の撮像条件である繰り返し時間及びフリップ角を取得し、
前記解析部は、前記繰り返し時間及び前記フリップ角にも基づいて、前記造影剤濃度の推定値を算出する
ことを特徴とする画像解析装置。
請求項２又は請求項３記載の画像解析装置において、
前記取得部は、造影剤投与後に時系列的に複数回撮像された同一の撮像領域の各画像データと、造影剤投与前に撮像された前記同一の撮像領域の画像データとを取得し、
前記解析部は、造影剤投与前に撮像された前記同一の撮像領域の画像データと、前記時系列的に複数回撮像された前記同一の撮像領域の各画像データとに基づいて、前記造影剤濃度の推定値の時間変化を算出する
ことを特徴とする画像解析装置。
請求項４記載の画像解析装置において、
前記取得部は、前記同一の撮像領域の一部領域として設定された動脈領域を取得し、
前記解析部は、前記動脈領域に対しては前記造影剤濃度の推定値の時間変化を画一的に算出すると共に、全画素に対して前記造影剤濃度の推定値の時間変化をそれぞれ算出し、前記動脈領域の前記造影剤濃度の推定値の時間変化と、各画素での前記造影剤濃度の推定値の時間変化とに基づいて、各画素での血流量を示す灌流マップを生成する
ことを特徴とする画像解析装置。
請求項１乃至請求項５のいずれか１項に記載の画像解析装置において、
前記取得部は、前記被検体の肺領域が含まれる複数画像の画像データを取得する
ことを特徴とする画像解析装置。
各画素の画素値に磁気共鳴信号強度が反映されるように被検体への造影剤投与前に撮像された画像の画像データと、造影剤投与前の縦緩和時間に関する値と、造影剤投与後の縦緩和時間に関する値とを取得する取得部と、
前記画像データの各画素値と、造影剤投与前後の前記縦緩和時間に関する値とに基づいて、前記縦緩和時間に関する値の造影剤投与前後の差分と、画素値との積に比例するように、各画素位置での造影剤濃度の推定値を算出する解析部と
を備えることを特徴とする画像解析装置。
被検体に対する造影剤投与の前後においてそれぞれ、傾斜磁場を印加すると共にＲＦパルスを送信することで前記被検体の撮像領域から磁気共鳴信号を収集する信号収集部と、
各画素の画素値に磁気共鳴信号強度が反映されるように、造影剤投与の前後における前記被検体の各画像の画像データを再構成する画像再構成部と、
造影剤投与の前後における前記画像データの各画素値と、造影剤投与前の縦緩和時間に関する値とに基づいて、造影剤濃度の推定値を算出する請求項１乃至請求項６のいずれか１項に記載の画像解析装置と
を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
各画素の画素値に磁気共鳴信号強度が反映されるように被検体への造影剤投与の前後にそれぞれ撮像された複数画像の画像データを取得する取得機能と、
造影剤投与の前後における前記画像データの各画素値と、造影剤投与前の縦緩和時間に関する値とに基づいて、前記縦緩和時間に関する値の造影剤投与前後の差分に比例するように、且つ、各画素位置に対応する前記被検体の領域における空気領域割合が大きいほど小さくなる係数に比例するように、造影剤濃度の推定値を算出する解析機能と
をコンピュータに実行させるための画像解析プログラム。