JP7186604B2 - 医用画像処理装置、医用画像処理方法、およびプログラム - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、医用画像処理装置、医用画像処理方法、およびプログラムに関する。

従来、画像診断等に利用される医用装置において、画質の向上および撮像時間の短縮を目的とした様々な研究が進められている。例えば、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置においては、複数の受信コイルを用いて多チャンネル化し、これらの複数の受信コイルから得られる信号を再構成することで高画質の画像を短時間で得る技術が知られている。このように複数の受信コイルを用いた場合、コイル間の感度差に起因して、得られる画像の輝度が不均一になる場合があった。

従来の手法では、画像の輝度を最適化するために輝度補正が行われるが、コイル感度の低い部分（すなわち、暗い部分）の輝度を高めた結果、その部分に含まれていたノイズ成分も増幅されてしまい、撮像断面内におけるノイズが不均一となり、画質が低下してしまう場合があった。また、コイル感度の高い部分に関しては、画像鮮鋭度が低下してしまう場合があった。また、ＭＲＩ装置においてパラレルイメージングを行う場合、受信コイル間の独立性が低い部分においてノイズが発生する傾向があり、この部分に対して輝度補正を行うとノイズが増幅されてしまう場合があった。

米国特許第７９７８８９６号明細書

本発明が解決しようとする課題は、撮像画像における輝度の均一性と鮮鋭度及びノイズの均一性とを両立することである。

実施形態の医用画像処理装置は、分離部と、輝度補正部とを備える。分離部は、被検体から収集された磁気共鳴信号を、第１成分と、第２成分とに分離する。輝度補正部は、前記分離部により分離された前記第１成分に基づく第１画像及び前記第２成分に基づく第２画像の各々に対して、互いに異なる輝度補正を行う。

第１の実施形態に係る医用画像生成装置１００の一例を示す図。 第１の実施形態に係る医用画像生成装置１００に備えられるＲＦコイル１０８の配置の一例を示す図。 第１の実施形態に係る輝度補正が行われていないＭＲ画像Ｐの様子の一例を示す図。 第１の実施形態に係る処理回路１３０の一連の処理の流れを示すフローチャート。 第１の実施形態の変形例に係るＭＲ画像Ｐにおけるg-factorの様子の一例を示す図。 第２の実施形態に係る医用画像生成装置２００の一例を示す図。 第２の実施形態に係る処理回路１３０の一連の処理の流れを示すフローチャート。

以下、実施形態の医用画像処理装置、医用画像処理方法、およびプログラムを、図面を参照して説明する。

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係る医用画像生成装置１００の一例を示す図である。医用画像生成装置１００（医用装置）は、例えば、ＭＲＩ装置などを含む。ＭＲＩ装置は、例えば、被検体（例えば、人体）に磁場を与えて、核磁気共鳴現象によって被検体内の水素原子核から発生する電磁波をコイルによって受信し、受信した電磁波に基づく信号を再構成することで医用画像（ＭＲ画像）を生成する。以下の説明では、一例として、医用画像生成装置１００がＭＲＩ装置であるものとして説明する。

［医用画像生成装置（ＭＲＩ装置）の構成例］
図１に示すように、医用画像生成装置１００は、例えば、静磁場磁石１０１と、傾斜磁場コイル１０２と、傾斜磁場電源１０３と、寝台１０４と、寝台制御回路１０５と、ＲＦコイル１０８と、送信回路１０７と、受信回路１０９と、シーケンス制御回路１１０と、コンソール装置１２０とを備える。

静磁場磁石１０１は、中空の略円筒形状に形成された磁石である。静磁場磁石１０１は、内部の空間に一様な静磁場を発生させる。静磁場磁石１０１は、例えば、永久磁石や超伝導磁石などである。傾斜磁場コイル１０２は、中空の略円筒形状に形成されたコイルであり、静磁場磁石１０１の内側に配置される。傾斜磁場コイル１０２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る。ｚ軸方向は、寝台１０４の天板１０４ａの長手方向を表し、ｘ軸方向は、ｚ軸方向に直交し、医用画像生成装置１００が設置される部屋の床面に対して平行である軸方向を表し、ｙ軸方向は、床面に対して垂直方向である軸方向を表している。各軸方向に対応した３つのコイルは、傾斜磁場電源１０３から個別に電流を受けて、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。

傾斜磁場電源１０３は、傾斜磁場コイル１０２に電流を供給する。ここで、傾斜磁場コイル１０２によって発生するｘ，ｙ，ｚの各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ、及びリードアウト用傾斜磁場Ｇｒにそれぞれ対応する。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。位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。

寝台１０４は、被検体ＯＢが載置される天板１０４ａを備える。寝台１０４は、寝台制御回路１０５による制御のもと、天板１０４ａを、被検体ＯＢが載置された状態で傾斜磁場コイル１０２の空洞（撮像口）内へ挿入する。通常、寝台１０４は、長手方向が静磁場磁石１０１の中心軸と平行になるように設置される。寝台制御回路１０５は、コンソール装置１２０による制御のもと、寝台１０４を駆動して天板１０４ａを長手方向及び上下方向へ移動させる。

ＲＦコイル１０８は、送信回路１０７からＲＦ（Radio Frequency）パルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。送信回路１０７は、対象とする原子核の種類及び磁場の強度で決まるラーモア周波数に対応するＲＦパルスをＲＦコイル１０８に供給する。また、ＲＦコイル１０８は、高周波磁場の影響によって被検体ＯＢから発せられる磁気共鳴信号を受信する。ＲＦコイル１０８は、磁気共鳴信号を受信すると、受信した磁気共鳴信号を受信回路１０９へ出力する。

ＲＦコイル１０８は、例えば、ＭＲＩ装置の架台内に収められ、被検体ＯＢを取り囲むように構成された全身用コイルや、被検体ＯＢの撮像部位ごとに設けられる局所コイルである。以下では、ＲＦコイル１０８として局所コイルを例にとって説明するが、ＲＦコイル１０８の種別を限定することは意図しない。また、送信と受信をそれぞれ異なるＲＦコイルで行ってもよいし、ＲＦコイル１０８を送受信兼用として構成してもよい。なお、第１の実施形態において、ＲＦコイル１０８は、複数のコイルエレメントを有するコイルアレイである。

図２は、第１の実施形態に係る医用画像生成装置１００に備えられるＲＦコイル１０８の配置の一例を示す図である。図２では、ＲＦコイル１０８が、８つのコイルエレメント１０８ａ～１０８ｈを備える例を示す。これらのコイルエレメント１０８ａ～１０８ｈは、被検体ＯＢを取り囲むように配置される。各コイルエレメント１０８ａ～１０８ｈは、被検体ＯＢから発せられた磁気共鳴信号を受信し、受信回路１０９へ出力する。

受信回路１０９は、各コイルエレメント１０８ａ～１０８ｈにより出力される磁気共鳴信号を検出し、検出した磁気共鳴信号に基づいて磁気共鳴データを生成する。例えば、受信回路１０９は、磁気共鳴信号をデジタル変換することによって磁気共鳴データを生成し、シーケンス制御回路１１０へ送信する。なお、受信回路１０９は、静磁場磁石１０１や傾斜磁場コイル１０２等を備える架台装置側に備えられていてもよい。

シーケンス制御回路１１０は、コンソール装置１２０により出力されるシーケンス情報に基づいて、傾斜磁場電源１０３、送信回路１０７及び受信回路１０９を駆動することによって、被検体ＯＢを撮像する。シーケンス情報は、撮像処理を行うための手順を定義した情報である。シーケンス情報には、傾斜磁場電源１０３が傾斜磁場コイル１０２に供給する電流の大きさや電流を供給するタイミング、送信回路１０７がＲＦコイル１０８に送信するＲＦパルスの強さやＲＦパルスを印加するタイミング、受信回路１０９が磁気共鳴信号を検出するタイミング等が定義された情報が含まれる。

なお、シーケンス制御回路１１０は、傾斜磁場電源１０３、送信回路１０７及び受信回路１０９を駆動させ、受信回路１０９から磁気共鳴信号を受信すると、受信した磁気共鳴信号をコンソール装置１２０へ転送する。

コンソール装置１２０は、医用画像生成装置１００の全体を制御したり、磁気共鳴信号を収集したりする。コンソール装置１２０は、例えば、入力インターフェース１２２と、ディスプレイ１２４と、処理回路１３０と、メモリ（ストレージ）１５０とを備える。

入力インターフェース１２２は、操作者からの各種の入力操作を受け付け、受け付けた入力操作を電気信号に変換して処理回路１３０に出力する。例えば、入力インターフェース１２２は、マウスやキーボード、トラックボール、スイッチ、ボタン、ジョイスティック、タッチパネルなどにより実現される。また、入力インターフェース１２２は、例えば、マイクなどの音声入力を受け付けるユーザインターフェースによって実現されてもよい。入力インターフェース１２２がタッチパネルである場合、後述するディスプレイ１２４は入力インターフェース１２２と一体として形成されてよい。

ディスプレイ１２４は、各種の情報を表示する。例えば、ディスプレイ１２４は、処理回路１３０によって生成された画像を表示したり、操作者からの各種の入力操作を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）などを表示したりする。例えば、ディスプレイ１２４は、ＬＣＤ（Liquid Crystal Display）や、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube）ディスプレイ、有機ＥＬ（Electroluminescence）ディスプレイなどである。

処理回路１３０は、例えば、取得機能１３２と、信号分離機能１３４（分離部）と、再構成処理機能１３６と、輝度補正機能１３８（輝度補正部）と、画像合成機能１４０（画像合成部）と、出力制御機能１４２とを備える。処理回路１３０は、例えば、コンピュータに備えられるハードウェアプロセッサが記憶装置（記憶回路）であるメモリ１５０に記憶されたプログラムを実行することにより、これらの機能を実現するものである。

ハードウェアプロセッサとは、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit; ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device; ＳＰＬＤ）または複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device; ＣＰＬＤ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array; ＦＰＧＡ））などの回路（circuitry）を意味する。メモリ１５０にプログラムを記憶させる代わりに、ハードウェアプロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むように構成しても構わない。この場合、ハードウェアプロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。ハードウェアプロセッサは、単一の回路として構成されるものに限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのハードウェアプロセッサとして構成され、各機能を実現するようにしてもよい。また、複数の構成要素を１つのハードウェアプロセッサに統合して各機能を実現するようにしてもよい。

メモリ１５０は、例えば、感度マップＳＭ、被検体ＯＢを撮像したＭＲ画像（以下、ＭＲ画像Ｐともいう）を記憶する。感度マップＳＭとは、各コイルエレメント１０８ａ～１０８ｈの空間的な受信感度分布を示すものである。感度マップＳＭは、例えば、被検体ＯＢに対する撮像シーケンスの実行に先立って行われるプリスキャンで得られる磁気共鳴信号に基づいて作成される。感度マップＳＭは、画像の輝度補正を行う場合等に利用される。なお、感度マップＳＭは撮像シーケンスの途中、あるいは実行後に作成しても構わない。

メモリ１５０は、例えば、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリなどの半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスクなどによって実現される。これらの非一過性の記憶媒体は、ＮＡＳ（Network Attached Storage）や外部ストレージサーバ装置といったネットワークＮＷを介して接続される他の記憶装置によって実現されてもよい。また、メモリ１５０には、ＲＯＭ（Read Only Memory）やレジスタなどの一過性の記憶媒体が含まれてもよい。

取得機能１３２は、シーケンス制御回路１１０から磁気共鳴データを取得する。磁気共鳴データは、上述したように、核磁気共鳴現象によって被検体ＯＢ内において発生し、各コイルエレメント１０８ａ～１０８ｈにより受信された電磁波の信号（核磁気共鳴信号）を受信回路１０９においてデジタル化したものである。

信号分離機能１３４は、取得機能１３２によって取得された磁気共鳴信号を、周波数の大きさに基づいて分離する。磁気共鳴信号には、高周波成分と、低周波成分とが含まれる。高周波成分には、主に、撮像対象である被検体ＯＢの外形や、被検体ＯＢの撮像断面内に位置する臓器等の対象物の輪郭、片影等を示す信号が含まれる。また、低周波成分には、主に、画像のコントラストを示す信号が含まれる。信号分離機能１３４は、取得機能１３２によって取得された磁気共鳴信号を、高周波成分と、低周波成分とに分離する。

例えば、信号分離機能１３４は、取得機能１３２によって取得された磁気共鳴データに対してフィルタリング等を行うことで高周波成分と、低周波成分とに分離する。例えば、信号分離機能１３４は、予め定められた閾値以上の周波数成分を高周波成分とし、閾値未満の周波数成分を低周波成分として分離する。なお、この閾値は、画像に含まれるノイズの量、被検体ＯＢの撮像部位等によって変更してもよいし、操作者から受け付けてもよい。

再構成処理機能１３６は、取得機能１３２によって取得された磁気共鳴データを、前述したスライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ、及びリードアウト用傾斜磁場Ｇｒによって付与された情報に応じて例えば２次元や３次元に配置する。配置された磁気共鳴データはｋ空間データと称され、再構成処理機能１３６は、ｋ空間データに対してフーリエ変換などを用いた再構成処理を行うことで画像データを生成する。例えば、再構成処理機能１３６は、信号分離機能１３４によって分離された高周波成分と低周波成分との各々に対して、逆フーリエ変換を行うことで、高周波成分の画像（以下、高周波成分画像）と、低周波成分の画像（以下、低周波成分画像）とを生成する。

或いは、信号分離機能１３４は、取得機能１３２によって取得された磁気共鳴データに対して再構成処理を行うことで生成される画像（以下、原画像）に対してスムージングを行うことで、平滑化画像を得る。そして、信号分離機能１３４は、平滑化画像から原画像を引くことで、高周波成分画像を得て、原画像から平滑化画像を引くことで、低周波成分画像を得るようにしてもよい。また、信号分離機能１３４は、取得機能１３２によって取得された磁気共鳴データをウェーブレット変換し、周波数に応じた画像を生成してもよい。

輝度補正機能１３８は、高周波画像と低周波画像との各々に対して、周波数の大きさに基づく輝度補正を行う。図３は、輝度補正が行われていないＭＲ画像Ｐの様子の一例を示す図である。各コイルエレメント１０８ａ～１０８ｈの感度は、コイルエレメントに近い程高く、コイルエレメントから遠ざかるにつれて低くなる。このため、図３に示すように、ＭＲ画像Ｐにおいて、各コイルエレメント１０８ａ～１０８ｈに近い部分は輝度が高く、各コイルエレメント１０８ａ～１０８ｈから遠い部分は輝度が低くなる。このため、このような輝度が低い部分の輝度を高めるための輝度補正が行われる。

ここで、従来の輝度補正では、予め準備された感度マップにおける感度値に基づく補正が行われる。例えば、感度マップにおける感度値の逆数を、撮像画像における対応するピクセルの輝度に乗じることで、感度の低い部分の輝度を増大させる補正を行う。しかしながら、このような輝度補正が行われた場合、感度が低い部分（輝度が低い部分）は、感度が高い部分（輝度が高い部分）に比べて、輝度補正に伴うノイズ成分の増幅が大きくなる。つまり、輝度補正後に得られるＭＲ画像のノイズが不均一となる。このため、本実施形態の輝度補正機能１３８は、以下のような周波数の大きさに応じた輝度補正を行う。

輝度補正機能１３８は、低周波画像に対しては、予め準備された感度マップにおける感度値に基づく輝度補正を行う。例えば、輝度補正機能１３８は、低周波画像に対しては、メモリ１５０に記憶された感度マップＳＭにおける感度値の逆数を、低周波画像における対応するピクセルの輝度に乗じることで、感度の低い部分の輝度を増大させる補正を行う。すなわち、輝度補正機能１３８は、低周波成分については、輝度が均一となるように補正強度を設定する。なお、低周波成分については、輝度補正の結果、感度の低い部分に含まれるノイズ成分が増幅されることになるが、輝度の均一化を優先する。

一方、輝度補正機能１３８は、高周波画像に対しては、ノイズ分布に応じた輝度補正を行う。すなわち、輝度補正機能１３８は、高周波成分については、面内のノイズ、鮮鋭度が均一性を保つように補正強度を設定する。上述のとおり、画像の明暗を示す成分は、主に低周波成分に含まれているため、低周波画像に対して輝度補正を行えば、最終的に得られる画像の輝度の均一性はある程度保たれる。しかしながら、高周波成分にも少なからず画像の明暗を示す成分が含まれている。このため、輝度補正機能１３８は、高周波画像に対しても、感度マップＳＭにおける感度値に基づく輝度補正を行う。

すなわち、輝度補正機能１３８は、信号分離機能１３４により分離された第１成分に基づく第１画像及び第２成分に基づく第２画像の各々に対して、互いに異なる輝度補正を行う。なお、輝度補正機能１３８は、高周波画像に対しては、輝度補正を行わなくてもよい。すなわち、輝度補正機能１３８が高周波画像に対してノイズ分布に応じた輝度補正を行うとの表現は、輝度補正を行わない態様も含むものである。

画像合成機能１４０は、輝度補正機能１３８により輝度補正が行われた高周波画像及び低周波画像を合成した画像（以下、ＭＲ画像Ｐ）を生成する。このＭＲ画像Ｐは、上記の輝度補正により、面内の輝度が均一化され、鮮鋭度及びノイズが均一化されている。

出力制御機能１４２は、ディスプレイ１２４に、画像合成機能１４０により合成されたＭＲ画像Ｐを出力し、ＭＲ画像Ｐを表示させる。医用画像生成装置１００の操作者は、このディスプレイ１２４に表示されたＭＲ画像Ｐを確認することできる。また、出力制御機能１４２は、ＭＲ画像Ｐをメモリ１５０に記憶させる。なお、出力制御機能１４２は、ネットワークを介して接続された端末装置などにＭＲ画像Ｐを出力してもよい。

［処理フロー］
以下、本実施形態における処理回路１３０の一連の処理の流れをフローチャートに即して説明する。図４は、本実施形態に係る処理回路１３０の一連の処理の流れを示すフローチャートである。以下の例においては、感度マップＳＭがメモリ１５０に予め記憶されているものとする。本フローチャートの処理は、例えば、医用画像生成装置１００の操作者が、被検体ＯＢに対する撮像処理を行った後、入力インターフェース１２２を操作して画像生成の指示を入力した場合に行われる。

まず、処理回路１３０の取得機能１３２は、シーケンス制御回路１１０から磁気共鳴信号を取得する（ステップＳ１００）。次に、信号分離機能１３４は、取得機能１３２によって取得された磁気共鳴信号を、受信回路１０９においてデジタル化した後に、高周波の成分と、低周波の成分とに分離する（ステップＳ１０２）。例えば、信号分離機能１３４は、受信回路１０９により生成された磁気共鳴データに対してフィルタリング等を行うことで高周波成分と、低周波成分とに分離する。次に、再構成処理機能１３６は、信号分離機能１３４により分離された高周波成分と低周波成分の各々のｋ空間データを再構成して、高周波画像と低周波画像とを生成する（ステップＳ１０４）。

次に、輝度補正機能１３８は、低周波画像に対して、メモリ１５０に記憶された感度マップにおける感度値に基づく輝度補正を行う（ステップＳ１０６）。例えば、輝度補正機能１３８は、低周波画像に対しては、メモリ１５０に記憶された感度マップＳＭにおける感度値の逆数を、低周波画像における対応するピクセルの輝度に乗じることで、感度の低い部分の輝度を増大させる補正を行う。次に、輝度補正機能１３８は、高周波画像に対して、ノイズ分布に応じた輝度補正を行う（ステップＳ１０８）。

次に、画像合成機能１４０は、輝度補正機能１３８によって輝度補正が行われた高周波画像と低周波画像とを合成したＭＲ画像Ｐを生成する（ステップＳ１１０）。次に、出力制御機能１４２は、ディスプレイ１２４に、画像合成機能１４０により合成されたＭＲ画像Ｐを出力し、ＭＲ画像Ｐを表示させる（ステップＳ１１２）。以上により、本フローチャートの処理が終了する。

以上説明した第１の実施形態によれば、ＲＦコイルから得られた磁気共鳴信号を、高周波の成分と、低周波の成分とに分離し、高周波画像と、低周波画像とをそれぞれ生成する。そして、高周波画像と、低周波画像とで輝度補正の方法を異ならせることで、最終的に得られる撮像画像の輝度の均一性と鮮鋭度及びノイズの均一性とを両立することができる。

（第１の実施形態の変形例）
以下、第１の実施形態の変形例について説明する。上述した第１の実施形態では、処理回路１３０の輝度補正機能１３８が、周波数の大きさに応じて輝度補正を行う構成を説明した。本変形例は、パラレルイメージングによりＭＲ画像の再構成を行う医用画像生成装置（ＭＲＩ装置）を対象とし、輝度補正機能１３８が、周波数の大きさに加えて、パラレルイメージングにおけるg-factor（ｇ因子ともいう）の分布に基づく輝度補正を行う点が異なる。このため、構成などについては第１の実施形態で説明した図および関連する記載を援用し、詳細な説明を省略する。

パラレルイメージングとは、複数のＲＦコイルにより構成される位相アレイコイルを用い、各位相アレイコイルのコイル感度分布を利用して撮像時間を短縮する手法である。パラレルイメージングにおいては、被検体ＯＢから発せられる磁気共鳴信号を、各コイルエレメント１０８ａ～１０８ｈが同時に（パラレルに）受信する。パラレルイメージングにおけるg-factorとは、画像の再構成処理において画像の折り返し（画像の重なり）を分離する（展開する）際の分離のしやすさを示す因子である。g-factorは低いほど分離がしやすく、コイルエレメント間の独立性が高いことを示す。また、g-factorは高いほど分離がしにくく、コイルエレメント間の独立性が低いことを示す。

図５は、ＭＲ画像Ｐにおけるg-factorの様子の一例を示す図である。図５において、各コイルエレメント１０８間の独立性を色の濃淡で示している。g-factorは、例えば、コイルエレメントからの距離に応じて変化する。このため、図５に示すように、g-factorは、各コイルエレメント１０８ａ～１０８ｈに近い部分では低く、各コイルエレメント１０８ａ～１０８ｈから遠い部分では高くなることがある。なお、g-factorの分布は、例えば、ｇマップＧＭとして定義されてメモリ１５０に記憶される。

［輝度補正機能］
輝度補正機能１３８は、再構成処理機能１３６によって得られた高周波画像と低周波画像との各々に対して、周波数の大きさと、g-factorの分布との双方に基づく輝度補正を行う。パラレルイメージング使用時においては、g-factorが高い部分、すなわち、コイルエレメント間の独立性が低い部分においてはノイズが増幅する傾向がある。このため、g-factorが高い部分について輝度補正を行うと、ノイズがさらに増幅されてしまう。このため、輝度補正機能１３８は、g-factorが高い部分については、補正強度を下げ、輝度補正の程度を低減させる。すなわち、輝度補正機能１３８は、g-factorが高い部分の補正強度が、g-factorが低い部分の補正強度よりも低くなるように、補正強度を設定する。

輝度補正機能１３８は、低周波画像に対しては、予め用意された感度マップにおける感度値に基づく輝度補正を行う。例えば、輝度補正機能１３８は、低周波画像に対しては、メモリ１５０に記憶された感度マップＳＭにおける感度値の逆数を、低周波画像における対応するピクセルの輝度に乗じることで、感度の低い部分の輝度を増大させる補正を行う。すなわち、低周波成分については、低周波画像の輝度が均一となるように補正強度が設定される。

一方、輝度補正機能１３８は、高周波画像に対しては、感度マップＳＭと、ｇマップＧＭとの双方を利用し、ノイズ分布に応じた輝度補正を行う。このように、高周波成分については、低周波成分とは異なる輝度補正の補正強度の設定を行うことで、面内のノイズ、鮮鋭度が均一になるようにする。

以上説明した第１の実施形態の変形例によれば、ＲＦコイルから得られた磁気共鳴信号を、高周波の成分と、低周波の成分とに分離し、高周波画像と、低周波画像とをそれぞれ生成する。そして、高周波画像と、低周波画像とで補正のやり方を変えることで、最終的に得られる撮像画像の輝度の均一性と鮮鋭度及びノイズの均一性とを両立することができる。さらに、高周波画像については、パラレルイメージングにおけるg-factorの分布の影響を考慮した輝度補正を行うことで、撮像画像の輝度の均一性と鮮鋭度及びノイズの均一性の精度をさらに高めることができる。

（第２の実施形態）
以下、第２の実施形態について説明する。上述した第１の実施形態では、処理回路１３０の信号分離機能１３４が、取得機能１３２によって取得された磁気共鳴信号を、高周波の成分と、低周波の成分とに分離して、再構成処理機能１３６が、高周波画像と、低周波画像とをそれぞれ生成する構成を説明した。本実施形態では、処理回路１３０が、上述の信号分離機能１３４に代えて（或いは加えて）、磁気共鳴信号から得られる画像からノイズを除去した画像を生成するデノイズ機能１４４を備える点が異なる。このため、構成などについては第１の実施形態で説明した図および関連する記載を援用し、詳細な説明を省略する。

［医用画像生成装置（ＭＲＩ装置）の構成例］
図６は、第２の実施形態に係る医用画像生成装置２００の一例を示す図である。図６に示すように、処理回路１３０は、例えば、取得機能１３２と、再構成処理機能１３６と、輝度補正機能１３８と、画像合成機能１４０と、出力制御機能１４２と、デノイズ機能１４４（分離部）とを備える。処理回路１３０は、例えば、ハードウェアプロセッサが記憶装置（記憶回路）であるメモリ１５０に記憶されたプログラムを実行することにより、これらの機能を実現するものである。

デノイズ機能１４４は、取得機能１３２によって取得された磁気共鳴信号を再構成処理機能１３６が再構成することにより得られる画像（以下、原画像）に対して、ノイズ除去処理を行い、原画像からノイズ成分を除去した画像（以下、デノイズ画像）を生成する。さらに、デノイズ機能１４４は、デノイズ画像と、原画像との差分を取ることで、ノイズ成分のみの画像（以下、ノイズ画像）を生成する。例えば、デノイズ機能１４４は、原画像から、デノイズ画像を引くことで、ノイズ画像を生成する。

例えば、デノイズ機能１４４は、メモリ１５０に記憶されたデノイズ画像生成モデルＭを用いて、デノイズ画像を生成する。デノイズ画像生成モデルＭは、ある画像が入力された場合に、該画像に含まれるノイズ成分に関する特徴を抽出し（或いはノイズ成分以外の特徴を抽出し）、該ノイズ成分を含まないデノイズ画像（或いはノイズ画像）を出力するように学習されたモデルである。または、デノイズ画像生成モデルＭは、ある画像が入力された場合に、該画像に含まれるノイズ成分に関する特徴とノイズ成分以外に関する特徴とを抽出し、デノイズ画像とノイズ画像とを出力するように学習されたモデルであってもよい。すなわち、デノイズ画像生成モデルＭは、ある画像が入力されたときに該画像のデノイズ画像及びノイズ画像の少なくとも１つを出力するように学習されたモデルであってよい。

デノイズ画像生成モデルＭは、例えば、一つ以上のＤＮＮ（Deep Neural Network(s)）を含む。デノイズ画像生成モデルＭには、各ＤＮＮを構成する入力層、一以上の隠れ層（中間層）、出力層の其々に含まれるニューロン（ユニット）が互いにどのように結合されるのかという結合情報や、結合されたニューロン間で入出力されるデータに付与される結合係数がいくつであるのかという重み情報などが含まれる。結合情報は、例えば、各層に含まれるニューロン数や、各ニューロンの結合先のニューロンの種類を指定する情報、各ニューロンを実現する活性化関数、隠れ層のニューロン間に設けられたゲートなどの情報を含む。ニューロンを実現する活性化関数は、例えば、入力符号に応じて動作を切り替える関数（ＲｅＬＵ関数やＥＬＵ関数）であってもよいし、シグモイド関数や、ステップ関数、ハイパポリックタンジェント関数であってもよいし、恒等関数であってもよい。ゲートは、例えば、活性化関数によって返される値（例えば１または０）に応じて、ニューロン間で伝達されるデータを選択的に通過させたり、重み付けたりする。結合係数は、活性化関数のパラメータであり、例えば、ニューラルネットワークの隠れ層において、ある層のニューロンから、より深い層のニューロンにデータが出力される際に、出力データに対して付与される重みを含む。また、結合係数は、各層の固有のバイアス成分などを含んでもよい。

デノイズ画像生成モデルＭは、例えば、過去に取得された撮像画像と、該撮像画像のデノイズ画像との組を学習データとし、両者の関係を機械学習することで生成されてよい。デノイズ画像生成モデルＭは、例えば、学習処理を行う装置（図示しない）において生成された後、医用画像生成装置２００のメモリ１５０に記憶されたものであってよい。なお、医用画像生成装置２００の処理回路１３０が学習機能を備え、医用画像生成装置２００内でデノイズ画像生成モデルＭを生成するようにしてもよい。

輝度補正機能１３８は、デノイズ機能１４４によって生成されたデノイズ画像に対して、予め用意された感度マップＳＭにおける感度値に基づく輝度補正を行う。例えば、輝度補正機能１３８は、デノイズ画像に対しては、メモリ１５０に記憶された感度マップＳＭにおける感度値の逆数を、デノイズ画像における対応するピクセルの輝度に乗じることで、感度の低い部分の輝度を増大させる補正を行う。すなわち、デノイズ画像については、デノイズ画像の輝度が均一となるように補正強度が設定される。なお、デノイズ画像についてはノイズ成分が含まれないため、輝度補正を行ってもノイズが増幅されることはない。一方、輝度補正機能１３８は、デノイズ機能１４４によって生成されたノイズ画像に対しては、輝度補正を行わない。

画像合成機能１４０は、輝度補正機能１３８により輝度補正が行われたデノイズ画像と、デノイズ機能１４４によって生成されたノイズ画像とを合成したＭＲ画像Ｐを得る。このＭＲ画像Ｐは、上記のデノイズ画像に対する輝度補正により、面内の輝度が均一化されている。また、このＭＲ画像Ｐに含まれるノイズ成分については輝度補正が行われていないため鮮鋭度及びノイズの均一性が保たれている。なお、画像合成機能１４０は、ノイズ画像に含まれるノイズ成分の全てをデノイズ画像に合成する必要はなく、合成するノイズ成分の度合いを適宜調整してもよい。

［処理フロー］
以下、本実施形態における処理回路１３０の一連の処理の流れをフローチャートに即して説明する。図７は、本実施形態における処理回路１３０の一連の処理の流れを示すフローチャートである。以下の例においては、感度マップＳＭ及びデノイズ画像生成モデルＭがメモリ１５０に予め記憶されているものとする。本フローチャートの処理は、例えば、医用画像生成装置２００の操作者が、被検体ＯＢに対する撮像処理を行った後、入力インターフェース１２２を操作して画像生成の指示を入力した場合に行われる。

まず、処理回路１３０の取得機能１３２は、シーケンス制御回路１１０から磁気共鳴信号を取得する（ステップＳ２００）。次に、再構成処理機能１３６は、取得機能１３２によって取得された磁気共鳴信号から原画像を再構成する（ステップＳ２０２）。

次に、デノイズ機能１４４は、メモリ１５０に記憶されたデノイズ画像生成モデルＭを用いて、デノイズ画像を生成する（ステップＳ２０４）。例えば、デノイズ機能１４４は、再構成処理機能１３６によって再構成された原画像をデノイズ画像生成モデルＭに入力することで、デノイズ画像を生成する。次に、デノイズ機能１４４は、デノイズ画像と、原画像との差分を取ることで、ノイズ画像を生成する（ステップＳ２０６）。

次に、輝度補正機能１３８は、デノイズ機能１４４によって生成されたデノイズ画像に対して、メモリ１５０に記憶された感度マップＳＭにおける感度値に基づく輝度補正を行う（ステップＳ２０８）。これにより、デノイズ画像については、面内輝度の信号の均一性を確保される。一方、輝度補正機能１３８は、デノイズ機能１４４によって生成されたノイズ画像に対しては、輝度補正を行わない。

次に、画像合成機能１４０は、輝度補正機能１３８により輝度補正が行われたデノイズ画像と、デノイズ機能１４４によって生成されたノイズ画像とを合成してＭＲ画像Ｐを得る（ステップＳ２１０）。次に、出力制御機能１４２は、ディスプレイ１２４に画像合成機能１４０により合成されたＭＲ画像Ｐを出力し、ＭＲ画像Ｐを表示させる（ステップＳ２１２）。以上により、本フローチャートの処理が終了する。

以上説明した第２の実施形態によれば、ＲＦコイルから得られた磁気共鳴信号から得られる原画像から、デノイズ画像と、ノイズ画像とをそれぞれ生成する。そして、デノイズ画像に対してのみ輝度補正を行うことで、最終的に得られる撮像画像の輝度の均一性と鮮鋭度及びノイズの均一性とを両立することができる。

なお、以上説明した第２の実施形態において、原画像に含まれるノイズの分布が均一でないと、最終的に得られる撮像画像におけるノイズが不均一のまま残ってしまう場合がある。この場合、ノイズの分布が均一化するように原画像に対して人為的にノイズを付加した後、デノイズ処理を行うことで、最終的に得られる撮像画像におけるノイズを均一化するようにしてもよい。また、以上説明した第２の実施形態において、上述の第１の実施形態の変形例のように、輝度補正機能１３８が、パラレルイメージングにおけるg-factorの分布に基づく輝度補正を行うようにしてもよい。

なお、上述の実施形態では、画像に対する輝度補正処理を、被検体ＯＢの撮像時において撮像画像を生成する際に行う場合を説明したが、これに限られない。例えば、磁気共鳴信号から得られる原画像をメモリ１５０に蓄積しておき、事後的に、原画像に対して、上述の輝度補正を行うようにしてもよい。また、この場合、感度マップを利用せずに、Ｂ１感度分布等を利用して輝度補正を行うようにしてもよい。また、原画像から輝度の分布を推測して輝度補正を行うようにしてもよい。

また、上述の実施形態では、医用画像生成装置１００，２００が、輝度補正を行う構成を説明したが、これに限られない。例えば、医用画像生成装置１００，２００とネットワークを介して接続された他の処理装置（医用画像処理装置）に対して、磁気共鳴信号（或いは、原画像）を送信し、他の処理装置側で上述の輝度補正を行うようにしてもよい。ネットワークＮＷは、例えば、ＷＡＮ（Wide Area Network）やＬＡＮ（Local Area Network）、インターネット、専用回線、無線基地局、プロバイダなどを含んでよい。

上記説明したいずれかの実施形態は、以下のように表現することができる。
プログラムを格納するストレージと、
プロセッサと、を備え、
前記プロセッサは、前記プログラムを実行することにより、
被検体から収集された磁気共鳴信号を、第１成分と、第２成分とに分離し、
分離された前記第１成分に基づく第１画像及び前記第２成分に基づく第２画像の各々に対して、互いに異なる輝度補正を行う、
ように構成されている、医用画像処理装置。

上記説明したいずれかの実施形態は、以下のように表現することができる。
画像が入力されたときに前記画像のデノイズ画像及びノイズ画像の少なくとも１つを出力するように学習されたモデルに基づいて、被検体から収集された磁気共鳴信号を再構成することにより生成される原画像を、ノイズ成分を含むノイズ画像と、ノイズ成分を含まないデノイズ画像とに分離する分離部と、
前記分離部により分離された前記デノイズ画像に対して輝度補正を行う輝度補正部と、
を備える医用画像処理装置。

以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、被検体ＯＢから収集された磁気共鳴信号を、第１成分と、第２成分とに分離する信号分離機能１３４（デノイズ機能１４４）と、信号分離機能１３４（デノイズ機能１４４）により分離された第１成分に基づく低周波画像（デノイズ画像）及び第２成分に基づく高周波画像（ノイズ画像）の各々に対して、互いに異なる輝度補正を行う輝度補正機能１３８とを備えことで、撮像画像における輝度の均一性と鮮鋭度及びノイズの均一性とを両立することができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、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。

１００，２００…医用画像生成装置、１０１…静磁場磁石、１０２…傾斜磁場コイル、１０４…寝台、１０５…寝台制御回路、１０７…送信回路、１０８…ＲＦコイル、１０８ａ～ｈ…コイルエレメント、１０９…受信回路、１１０…シーケンス制御回路、１２０…コンソール装置、１２２…入力インターフェース、１２４…ディスプレイ、１３０…処理回路、１３２…取得機能、１３４…信号分離機能、１３６…再構成処理機能、１３８…輝度補正機能、１４０…画像合成機能、１４２…出力制御機能、１４４…デノイズ機能、１５０…メモリ

Claims (17)

1. 被検体から収集された磁気共鳴信号を、第１成分と、第２成分とに分離する分離部と、
   前記分離部により分離された前記第１成分に基づく第１画像及び前記第２成分に基づく第２画像の各々に対して、互いに異なる輝度補正を行う輝度補正部と、
   を備え、
   前記輝度補正部は、前記第２画像に対して、g-factorの分布に基づき、前記輝度補正を行う、
   医用画像処理装置。
2. 前記第１成分は、前記磁気共鳴信号の低周波成分であり、
   前記第２成分は、前記磁気共鳴信号の高周波成分である、
   請求項１に記載の医用画像処理装置。
3. 前記輝度補正部は、前記第１画像に対して、前記第１画像の面内における輝度が均一となるように補正強度を設定する、
   請求項１または２に記載の医用画像処理装置。
4. 前記輝度補正部は、前記第２画像に対して、前記第２画像の面内におけるノイズ分布に基づく補正強度を設定する、
   請求項１から３のいずれか一項に記載の医用画像処理装置。
5. 前記輝度補正部により輝度補正が行われた前記第１画像と前記第２画像とを合成することで撮像画像を生成する画像合成部をさらに備える、
   請求項１から４のいずれか一項に記載の医用画像処理装置。
6. 前記輝度補正部は、前記被検体を撮像する医用装置の感度分布に基づき、前記輝度補正を行う、
   請求項１から５のいずれか一項に記載の医用画像処理装置。
7. 前記輝度補正部は、前記第２画像に対して、前記感度分布と、前記g-factorの分布との双方に基づき、前記輝度補正を行う、
   請求項６に記載の医用画像処理装置。
8. 前記輝度補正部は、前記g-factorが高い部分の補正強度が、前記g-factorが低い部分の補正強度よりも低くなるように、補正強度を設定する、
   請求項７に記載の医用画像処理装置。
9. 前記第１成分は、前記磁気共鳴信号から得られる画像に対して行われるノイズ除去処理において抽出されるノイズ成分を含まない成分であり、
   前記第２成分は、前記ノイズ成分である、
   請求項１に記載の医用画像処理装置。
10. 前記分離部は、画像が入力されたときに前記画像のデノイズ画像及びノイズ画像の少なくとも１つを出力するように学習されたモデルに基づいて、前記第１成分に基づくデノイズ画像と、前記第２成分に基づくノイズ画像を生成し、
    前記輝度補正部は、前記分離部により生成された前記デノイズ画像に対して前記輝度補正を行う、
    請求項９に記載の医用画像処理装置。
11. 前記分離部は、
    前記被検体から収集された磁気共鳴信号に基づく原画像を前記モデルに入力することにより、前記デノイズ画像を生成し、
    前記原画像と、前記デノイズ画像との差分をとることで、前記ノイズ画像を生成する、
    請求項１０に記載の医用画像処理装置。
12. 前記輝度補正部により輝度補正が行われた前記デノイズ画像と、前記分離部により生成された前記ノイズ画像とを合成することで撮像画像を生成する画像合成部をさらに備える、
    請求項１０または１１に記載の医用画像処理装置。
13. コンピュータが、
    被検体から収集された磁気共鳴信号を、第１成分と、第２成分とに分離し、
    分離された前記第１成分に基づく第１画像及び前記第２成分に基づく第２画像の各々に対して、互いに異なる輝度補正を行う、
    医用画像処理方法であって、
    前記第２画像に対して、g-factorの分布に基づき、前記輝度補正を行う、
    医用画像処理方法。
14. コンピュータに、
    被検体から収集された磁気共鳴信号を、第１成分と、第２成分とに分離させ、
    分離された前記第１成分に基づく第１画像及び前記第２成分に基づく第２画像の各々に対して、互いに異なる輝度補正を行わせる、
    プログラムであって、
    前記第２画像に対して、g-factorの分布に基づき、前記輝度補正を行わせる、
    プログラム。
15. 被検体から収集された磁気共鳴信号を、第１成分と、第２成分とに分離する分離部と、
    前記分離部により分離された前記第１成分に基づく第１画像及び前記第２成分に基づく第２画像の各々に対して、互いに異なる輝度補正を行う輝度補正部と、
    を備え、
    前記輝度補正部は、前記被検体を撮像する医用装置の感度分布に基づき、前記輝度補正を行い、
    前記輝度補正部は、前記第２画像に対して、前記感度分布と、パラレルイメージングを行う前記医用装置のg-factorの分布との双方に基づき、前記輝度補正を行う、
    医用画像処理装置。
16. コンピュータが、
    被検体から収集された磁気共鳴信号を、第１成分と、第２成分とに分離し、
    分離された前記第１成分に基づく第１画像及び前記第２成分に基づく第２画像の各々に対して、互いに異なる輝度補正を行う、
    医用画像処理方法であって、
    前記被検体を撮像する医用装置の感度分布に基づき、前記輝度補正を行い、
    前記第２画像に対して、前記感度分布と、パラレルイメージングを行う前記医用装置のg-factorの分布との双方に基づき、前記輝度補正を行う、
    医用画像処理方法。
17. コンピュータに、
    被検体から収集された磁気共鳴信号を、第１成分と、第２成分とに分離させ、
    分離された前記第１成分に基づく第１画像及び前記第２成分に基づく第２画像の各々に対して、互いに異なる輝度補正を行わせる、
    プログラムであって、
    前記被検体を撮像する医用装置の感度分布に基づき、前記輝度補正を行わせ、
    前記第２画像に対して、前記感度分布と、パラレルイメージングを行う前記医用装置のg-factorの分布との双方に基づき、前記輝度補正を行わせる、
    プログラム。

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