JP2011229699A - Magnetic resonance imaging apparatus and image processing method - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）技術に関する。特に、再構成後の画像から特徴量を抽出する技術に関する。 The present invention relates to magnetic resonance imaging (MRI) technology. In particular, the present invention relates to a technique for extracting feature amounts from a reconstructed image.
磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）は、人体を代表とする撮影対象を構成する原子核スピンが発生する核磁気共鳴信号（ＮＭＲ信号）を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を、二次元或いは三次元の画像として取得する装置である。一般に、前記原子核は水素原子を対象としている。 A magnetic resonance imaging apparatus (MRI apparatus) measures a nuclear magnetic resonance signal (NMR signal) generated by a nuclear spin that constitutes an imaging target represented by a human body, and displays the form and function of the head, abdomen, limbs, etc. This is a device for obtaining a two-dimensional or three-dimensional image. In general, the nuclei are intended for hydrogen atoms.
ＭＲＩ装置を用いた計測法に、被検体に造影剤を投与し、ＭＲＩ装置にて血管や血流を描出するＭＲアンギオグラフィ（ＭＲＡ）と呼ばれるものがある。造影剤の投与は患者の負担が大きいため、最近は、造影剤を使用せず、血管や血流を描出する非造影ＭＲＡ技術が開発されている。例えば、プリサチュレーションパルスの印加の有無、位相分散パルスの印加量などの撮影条件を変更して二つの画像を取得し、それらを差分することにより差分画像を生成し、血管や血流を描出する技術がある(例えば、特許文献１、特許文献２参照。）。
As a measurement method using an MRI apparatus, there is one called MR angiography (MRA) in which a contrast medium is administered to a subject and blood vessels and blood flow are visualized by the MRI apparatus. Since administration of a contrast medium is a burden on the patient, recently, a non-contrast MRA technique for rendering blood vessels and blood flow without using a contrast medium has been developed. For example, two images are acquired by changing imaging conditions such as the presence / absence of application of a presaturation pulse and the amount of application of a phase dispersion pulse, and a difference image is generated by subtracting them to draw blood vessels and blood flow There are technologies (see, for example,
特許文献１および特許文献２に開示されている手法は、撮影条件の違いによる信号強度差が強調されるため、撮影対象部位によらず、撮影条件の違いの影響を受け易い特徴量を抽出することができる。しかし、差分画像では、撮影条件の違いにより生じる信号強度差は強調されるが、信号強度そのものは相対的に低下する。従って、ノイズ量が相対的に増加するため、微細な構造の識別が困難になる場合がある。特に、非造影ＭＲＡでは、撮影対象の中の、末梢血管の描出能を低下させている。
In the methods disclosed in
本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、画質を低下させることなく、撮影条件を変えて取得した複数の画像から特徴量を抽出した画像を生成する技術を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide a technique for generating an image obtained by extracting feature amounts from a plurality of images acquired by changing shooting conditions without degrading image quality.
本発明は、それぞれ異なる撮影条件で同一部位の複数の再構成画像を取得する。取得した各再構成画像を独立した座標軸とするベクトル空間を設定し、各再構成画像の同一画素の信号強度を前記ベクトル空間にマッピングする。そして、マッピングされた各座標点のベクトル長と所定の座標軸となす角とを用い、表示画像を生成する。表示画像は、ベクトル長を各画素値とする合成画像から、座標軸と成す角および／または各再構成画像の信号強度で閾値判定を行い、条件に合致する画素を抽出し、生成する。 The present invention acquires a plurality of reconstructed images of the same part under different imaging conditions. A vector space is set with each acquired reconstructed image as an independent coordinate axis, and the signal intensity of the same pixel in each reconstructed image is mapped to the vector space. Then, a display image is generated using the vector length of each mapped coordinate point and the angle formed with a predetermined coordinate axis. A display image is generated by performing threshold determination based on an angle formed with a coordinate axis and / or a signal intensity of each reconstructed image from a composite image having a vector length as each pixel value, and extracting pixels that meet the condition.
具体的には、予め設定される撮影条件とパルスシーケンスとに従って、静磁場の中に置かれた被検体に高周波磁場および傾斜磁場を印加するとともに、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号から再構成画像を生成する再構成画像取得手段と、前記再構成画像に対して演算を行い表示画像を生成する画像処理手段と、前記生成された表示画像を表示する表示手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記再構成画像取得手段は、複数の異なる撮影条件で同一部位を撮影した複数の再構成画像を取得し、前記画像処理手段は、前記複数の再構成画像それぞれの同一画素の信号強度を合成したものを各画素値とする合成画像を生成する合成画像生成手段と、前記複数の再構成画像それぞれの同一画素の信号強度を予め定められた閾値条件と比較し、比較結果が前記閾値条件を満たす画素の画素値を前記合成画像から抽出し、前記表示画像を生成する表示画像生成手段と、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。 Specifically, a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field are applied to a subject placed in a static magnetic field in accordance with preset imaging conditions and a pulse sequence, and a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject is reproduced. Magnetic resonance imaging comprising: a reconstructed image acquisition unit that generates a configuration image; an image processing unit that performs an operation on the reconstructed image to generate a display image; and a display unit that displays the generated display image In the apparatus, the reconstructed image acquisition unit acquires a plurality of reconstructed images obtained by imaging the same part under a plurality of different imaging conditions, and the image processing unit calculates the same pixel of each of the plurality of reconstructed images. A composite image generating means for generating a composite image in which each pixel value is a combination of signal intensities, and a predetermined threshold value for the signal intensity of the same pixel in each of the plurality of reconstructed images And a display image generating means for extracting a pixel value of a pixel whose comparison result satisfies the threshold condition from the composite image and generating the display image, and providing a magnetic resonance imaging apparatus To do.
また、それぞれ異なる撮影条件で取得した複数の再構成画像を用いて特徴量を抽出して表示画像を生成する磁気共鳴イメージング装置における画像処理方法であって、前記複数の再構成画像それぞれの同一画素の信号強度を合成し合成画像を生成する合成画像生成ステップと、前記複数の再構成画像それぞれの同一画素の信号強度を予め定めた閾値条件と比較し、比較結果が前記閾値条件を満たす画素の画素値を、前記合成画像から抽出し前記表示画像を生成する表示画像生成ステップと、を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置における画像処理方法を提供する。 An image processing method in a magnetic resonance imaging apparatus for generating a display image by extracting a feature amount using a plurality of reconstructed images acquired under different imaging conditions, wherein the same pixel of each of the plurality of reconstructed images A composite image generation step of generating a composite image by combining the signal intensities of the plurality of reconstructed images, and comparing the signal intensity of the same pixel of each of the plurality of reconstructed images with a predetermined threshold condition. A display image generation step of extracting a pixel value from the composite image and generating the display image is provided. An image processing method in a magnetic resonance imaging apparatus is provided.
さらに、医用画像取得装置により取得された再構成画像を処理する医用画像処理装置であって、それぞれ異なる撮影条件で同一部位を撮影した複数の再構成画像それぞれの、同一画素の信号強度を合成した値を各画素値とする合成画像を生成する合成画像生成手段と、前記複数の再構成画像それぞれの同一画素の信号強度を予め定めた閾値条件と比較し、比較結果が前記閾値条件を満たす画素の画素値を前記合成画像から抽出し、表示画像を生成する表示画像生成手段と、を備えることを特徴とする医用画像処理装置を提供する。 Furthermore, the medical image processing apparatus processes the reconstructed image acquired by the medical image acquisition apparatus, and combines the signal intensity of the same pixel of each of a plurality of reconstructed images obtained by imaging the same part under different imaging conditions. A composite image generating means for generating a composite image having each pixel value as a value, and comparing the signal intensity of the same pixel of each of the plurality of reconstructed images with a predetermined threshold condition, and a comparison result is a pixel that satisfies the threshold condition And a display image generation means for generating a display image by extracting the pixel value of the image from the composite image, and providing a medical image processing apparatus.
本発明によれば、画質を低下させることなく、撮影条件を変えて取得した複数の画像から特徴量を抽出した画像を生成できる。 According to the present invention, it is possible to generate an image in which feature amounts are extracted from a plurality of images acquired by changing shooting conditions without degrading image quality.
以下、本発明を適用する実施形態について説明する。以下、本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し、その繰り返しの説明は省略する。 Hereinafter, embodiments to which the present invention is applied will be described. Hereinafter, in all the drawings for explaining the embodiments of the present invention, those having the same function are denoted by the same reference numerals, and repeated explanation thereof is omitted.
最初に、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１０の全体構成を示すブロック図である。本実施形態のＭＲＩ装置１０は、ＮＭＲ現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図１に示すように、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、制御処理系７と、シーケンサ４と、とを備える。
First, an overall outline of an example of the MRI apparatus of the present embodiment will be described. FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the
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の周りに配置される永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源を備える。
The static magnetic field generation system 2 generates a uniform static magnetic field in the direction perpendicular to the body axis in the space around the
傾斜磁場発生系３は、ＭＲＩ装置１０の座標系（静止座標系）であるＸ、Ｙ、Ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル３１と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源３２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傾斜磁場コイル３１の傾斜磁場電源３２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を印加する。
The gradient magnetic field generating system 3 includes a gradient
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、被検体１に高周波磁場パルス（以下、「ＲＦパルス」と呼ぶ。）を照射するもので、高周波発振器５２と変調器５３と高周波増幅器５４と送信側の高周波コイル（送信コイル）５１とを備える。高周波発振器５２はＲＦパルスを生成し、シーケンサ４からの指令によるタイミングで出力する。変調器５３は、出力されたＲＦパルスを振幅変調し、高周波増幅器５４は、この振幅変調されたＲＦパルスを増幅し、被検体１に近接して配置された送信コイル５１に供給する。送信コイル５１は供給されたＲＦパルスを被検体１に照射する。
The transmission system 5 irradiates the
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核磁気共鳴信号（エコー信号、ＮＭＲ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）６１と信号増幅器６２と直交位相検波器６３と、Ａ／Ｄ変換器６４とを備える。受信コイル６１は、被検体１に近接して配置され、送信コイル５１から照射された電磁波によって誘起された被検体１の応答のＮＭＲ信号を検出する。検出されたＮＭＲ信号は、信号増幅器６２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６３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６４でディジタル量に変換されて、信号処理系７に送られる。
The receiving system 6 detects a nuclear magnetic resonance signal (echo signal, NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of nuclear spins constituting the biological tissue of the
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繰り返し印加する。なお、パルスシーケンスは、高周波磁場、傾斜磁場、信号受信のタイミングや強度を記述したもので、予め制御処理系７に保持される。シーケンサ４は、制御処理系７からの指示に従って動作し、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に送信する。
The sequencer 4 repeatedly applies RF pulses and gradient magnetic field pulses according to a predetermined pulse sequence. The pulse sequence describes the high-frequency magnetic field, the gradient magnetic field, the timing and intensity of signal reception, and is stored in the
制御処理系７は、ＭＲＩ装置１０全体の制御、各種データ処理、処理結果の表示及び保存等を行うもので、ＣＰＵ７１と記憶装置７２と外部記憶装置７３と表示装置７４と入力装置７５とを備える。外部記憶装置７３は、光ディスク、磁気ディスクなどで構成される。表示装置７４は、ＣＲＴ、液晶などのディスプレイ装置である。入力装置７５は、ＭＲＩ装置１０の各種制御情報や制御処理系７で行う処理の制御情報の入力のインタフェースであり、例えば、トラックボールまたはマウスとキーボードとを備える。入力装置７５は、表示装置７４に近接して配置される。操作者は、表示装置７４を見ながら入力装置７５を通してインタラクティブにＭＲＩ装置１０の各種処理に必要な指示、データを入力する。
The
ＣＰＵ７１は、操作者が入力した指示に従って、記憶装置７２に予め保持されるプログラムを実行することにより、ＭＲＩ装置１０の動作の制御、各種のデータ処理等の制御処理系７の各処理を実現する。例えば、受信系６からのデータが制御処理系７に入力されると、ＣＰＵ７１は、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の断層像を表示装置７４に表示装置７４に表示するとともに、外部記憶装置７３に記憶する。
The
なお、制御処理系７は、被検体１に取り付けられる、心電電極や脈波センサなどをモニタする心電、脈波モニタから信号を受け取るインタフェースを備えていてもよい。
The
また、送信コイル５１と傾斜磁場コイル３１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６１は、被検体１に対向して、或いは取り囲むように設置される。
In addition, the
現在、ＭＲＩ装置の撮影対象核種で臨床で普及しているものは、被検体１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１０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、二次元もしくは三次元的に撮影する。
Currently, a radionuclide (proton) that is the main constituent of the subject 1 is the most widely used radionuclide for radiography of the MRI apparatus. In the
本実施形態のＭＲＩ装置１０では、撮影条件を変更して同一部位の複数の画像を得、得られた複数の画像に対し、後述する特徴量抽出処理を行う。特徴量抽出処理は、撮影条件の違いによる信号強度差などを利用して行う。これを実現するため、本実施形態のＭＲＩ装置１０の制御処理系７は、図２に示すように、撮影部７１０と、画像再構成部７２０と、特徴量抽出部７３０と、表示処理部７４０と、を備える。
In the
撮影部７１０は、設定された撮影条件に従って、予め保持されるパルスシーケンスを実行し、画像再構成に必要なエコー信号を収集し、ｋ空間に配置する。画像再構成部７２０は、ｋ空間に配置されたデータから画像を再構成する。
The
本実施形態では、上述のように撮影条件を変更し、同一部位の複数の画像を得る。これを実現するために本実施形態の撮影部７１０が実行する撮影シーケンスの一例を図３を用いて説明する。ここでは、変更する撮影条件をプリパルスの印加の有無とし、２種の画像を取得する場合を例にあげて説明する。なお、変更する撮影条件は、その変更に応じて観察対象から検出される信号強度が変化するものであればよい。代表的なものは、上記プリパルスの印加の有無、補償用傾斜磁場パルスの印加の有無である。
In the present embodiment, the imaging conditions are changed as described above to obtain a plurality of images of the same part. An example of a shooting sequence executed by the
図３に示すように、撮影部７１０は、プリパルスの印加を行わず、パルスシーケンス１３０を実行する第一の撮影シーケンス１１０と、プリパルス１４０を印加し、パルスシーケンス１３０を実行する第二の撮影シーケンス１２０とを実行する。
As shown in FIG. 3, the
また、例えば、撮影対象部位が拍動による動きの影響の大きい部位の場合、第一の撮影シーケンス１１０および第二の撮影シーケンス１２０は、図３に示すように、心電モニタから受け取るＲ波１５０に同期させて実行するよう構成してもよい。この場合、Ｒ波１５０を受信してから所定の時間間隔ＴＤ１後に、それぞれパルスシーケンス１３０を実行する。第二の撮影シーケンス１２０では、時間間隔ＴＤ１内にプリパルス１４０を印加する。
Further, for example, when the imaging target site is a site that is greatly affected by the movement due to the pulsation, the
撮影部７１０は、第一の撮影シーケンス１１０と第二の撮影シーケンス１２０とを、それぞれ、１枚の画像を再構成可能なエコー信号を取得するまで繰り返す。そして、画像再構成部７２０は、得られたエコー信号から、それぞれ第一の画像２１０および第二の画像２２０を再構成する。
The
特徴量抽出部７３０は、再構成された複数の画像に対し、撮影条件の違いによる信号強度差などを利用し、特徴量抽出処理を行い、表示画像を生成する。そして、表示処理部７４０は、特徴量抽出部７３０が生成した表示画像を表示装置７４に表示する。
The feature
ここで、特徴量抽出部７３０の特徴量抽出処理について説明する。本実施形態の特徴量抽出部７３０は、特徴量抽出処理を実現するため、図２に示すように、合成画像生成部７３１と、表示画像生成部７３２と、を備える。
Here, the feature amount extraction processing of the feature
合成画像生成部７３１は、再構成された複数の画像それぞれから、同一画素の信号強度を合成した合成値を各画素値とする合成画像を生成する。ここでは、各再構成画像の、同一画素の信号強度の二乗和の平方で求められる値を合成画像の画素値とする。合成画像の生成手法を以下、説明する。
The composite
まず、前記複数の画像を対象に、同一座標の画素の信号強度を抽出し、予め設定されたベクトル空間上にマッピングする。そして、各画素の原点からの距離（ベクトル値）を合成値とする。このとき、ベクトル空間の座標軸は、前記複数の画像のそれぞれに対応する。なお、各軸は独立な座標系である。 First, for the plurality of images, signal intensities of pixels having the same coordinates are extracted and mapped onto a preset vector space. Then, a distance (vector value) from the origin of each pixel is set as a composite value. At this time, the coordinate axis of the vector space corresponds to each of the plurality of images. Each axis is an independent coordinate system.
本ベクトル空間へのマッピングに関し、第一の画像２１０と第二の画像２２０とを取得し、図４に示す直交座標系３００にマッピングする場合を例にあげて説明する。直交座標系３００においては、図４（ａ）、（ｂ）に示すように、第一の画像２１０を第一の座標軸（α軸）３１０とし、第二の画像２２０を第二の座標軸（β軸）３２０とする。この直交座標系３００に、取得した第一の画像２１０および第二の画像２２０の各画素をマッピングする。
Regarding the mapping to the vector space, a case where the first image 210 and the second image 220 are acquired and mapped to the orthogonal coordinate
図４（ａ）では、Ｐｎ（ｘｎ，ｙｎ）（ｎは１≦ｎ≦Ｎを満たす自然数、Ｎは各画像の画素数）の表記は、第一の画像２１０および第二の画像２２０の座標（ｘｎ，ｙｎ）のデータであることを示す。Ｐｎ（ｘｎ，ｙｎ）のα軸の座標成分は、第一の画像２１０の画素Ｐｎ（ｘｎ，ｙｎ）の信号強度ｓｉｇ１（ｘｎ，ｙｎ）であり、β軸の座標成分は、第二の画像２２０の画素Ｐｎ（ｘｎ，ｙｎ）の信号強度ｓｉｇ２（ｘｎ，ｙｎ）であり、Ｐｎ（ｘｎ，ｙｎ）の直交座標系３００における位置座標は、第一の画像２１０および第二の画像２２０の信号強度を反映する。
In FIG. 4A, the notation of Pn (xn, yn) (n is a natural number satisfying 1 ≦ n ≦ N, N is the number of pixels of each image) is the coordinates of the first image 210 and the second image 220. Indicates that the data is (xn, yn). The coordinate component of the α axis of Pn (xn, yn) is the signal intensity sig1 (xn, yn) of the pixel Pn (xn, yn) of the first image 210, and the coordinate component of the β axis is the second image. The signal intensity sig2 (xn, yn) of 220 pixels Pn (xn, yn), and the position coordinates of Pn (xn, yn) in the orthogonal coordinate
ここで、上記のように設定したベクトル空間では、各画像の信号を独立に扱うことができる座標軸を設定することにより、各画像の信号強度をベクトル量として扱うことができる。例えば、直交座標系３００は、両座標軸αとβとがそれぞれ独立しているため、α軸（第一の画像データ２１０の信号強度）を実数軸、β軸（第二の画像データ２２０の信号強度）を虚数軸とする複素空間とみなすことができる。
Here, in the vector space set as described above, the signal intensity of each image can be handled as a vector quantity by setting a coordinate axis that can handle the signal of each image independently. For example, in the Cartesian coordinate
この場合、プロットされる各画素Ｐｎは、α軸成分を実数成分、β軸成分を虚数成分として扱うことができる。従って、プロットされた画素値から、複素画像データでいう、強度値を画素値とする強度画像ｓｉｇ（ｘ，ｙ）と、位相を画素値とする位相画像ｐｈｓ（ｘ，ｙ）と、を生成できる。 In this case, each pixel Pn to be plotted can handle the α-axis component as a real component and the β-axis component as an imaginary component. Therefore, from the plotted pixel values, an intensity image sig (x, y) having intensity values as pixel values and a phase image phs (x, y) having phases as pixel values, which are complex image data, are generated. it can.
第一の画像２１０の各画素の信号強度ｓｉｇ１（ｘ，ｙ）および第二の画像２２０の各画素の信号強度ｓｉｇ２（ｘ，ｙ）を用い、強度画像ｓｉｇ（ｘ，ｙ）は、以下の式（１）により、位相画像ｐｈｓ（ｘ，ｙ）は、以下の式（２）により、それぞれ算出される。
sig(x,y)=(sig1(x,y)2+sig2(x,y)2)1/2 （１）
phs(x,y)=arctan(sig2(x,y)/sig1(x,y)) （２）
Using the signal intensity sig1 (x, y) of each pixel of the first image 210 and the signal intensity sig2 (x, y) of each pixel of the second image 220, the intensity image sig (x, y) is From the equation (1), the phase image phs (x, y) is calculated by the following equation (2).
sig (x, y) = (sig1 (x, y) 2 + sig2 (x, y) 2 ) 1/2 (1)
phs (x, y) = arctan (sig2 (x, y) / sig1 (x, y)) (2)
強度画像ｓｉｇ（ｘ，ｙ）の各画素値は、原点からの距離に相当する。また、位相画像ｐｈｓ（ｘ，ｙ）の各画素値は、α軸と成す角度に相当する。本実施形態の合成画像生成部７３１は、直交座標系３００にマッピングした結果から、強度画像ｓｉｇ（ｘ，ｙ）を生成し、得られた各画素値を合成画像の画素値とする。
Each pixel value of the intensity image sig (x, y) corresponds to a distance from the origin. Further, each pixel value of the phase image phs (x, y) corresponds to an angle formed with the α axis. The composite
なお、ベクトル空間に設定する座標系はこれに限らず、各画像の信号強度をそれぞれ独立に扱うことができる座標系であればよい。 The coordinate system set in the vector space is not limited to this, and any coordinate system that can handle the signal intensity of each image independently can be used.
表示画像生成部７３２は、合成画像上の、所定の条件を満たす画素を特定し、特定した画素の画素値を抽出することにより表示画像を生成する。 The display image generation unit 732 generates a display image by specifying a pixel that satisfies a predetermined condition on the composite image and extracting the pixel value of the specified pixel.
直交座標系３００では、第一の画像２１０および第二の画像２２０の両画像において信号強度が高い画素ほど原点から離れた位置にプロットされる。また、両画像において信号強度が代わらない画素は、α軸と４５度を成す直線（４５度線）３３０上にプロットされる。
In the Cartesian coordinate
例えば、図４（ａ）において、ほぼ４５度線３３０上に配置されるＰ１（ｘ１，ｙ１）およびＰ３（ｘ３，ｙ３）は、第一の画像２１０および第二の画像２２０において信号強度が略同じ画素である。なお、Ｐ１の方がＰ３より原点から遠い位置にプロットされているため、Ｐ１の方がＰ３に比べ、両画像において信号強度が高い。また、Ｐ２（ｘ２，ｙ２）は、第二の画像２２０で、第一の画像２１０に比べ信号強度が低下した画素である。 For example, in FIG. 4A, P1 (x1, y1) and P3 (x3, y3) arranged on the approximately 45-degree line 330 have substantially the same signal strength in the first image 210 and the second image 220. Same pixel. Since P1 is plotted at a position farther from the origin than P3, P1 has higher signal intensity in both images than P3. P2 (x2, y2) is a pixel in which the signal intensity is lower in the second image 220 than in the first image 210.
なお、図４（ａ）に示すように、一般に、画素Ｐｎの信号低下量は、４５度線３３０との間隔ｄｎ（ｘｎ，ｙｎ）に相当する。このｄｎ（ｘｎ，ｙｎ）は、各画像の該当画素の信号強度を用い、以下の式（３）で表される。
dn(xn,yn)=sig1(xn,yn)-sig2(xn,yn) （３）
従来の差分処理は、画素毎にこの信号低下量を導出する処理である。差分画像では、元画像の第一の画像２１０および第二の画像２２０の信号強度によらず、間隔ｄの大きい画素が強調される。
As shown in FIG. 4A, generally, the signal decrease amount of the pixel Pn corresponds to an interval dn (xn, yn) with respect to the 45 degree line 330. This dn (xn, yn) is expressed by the following equation (3) using the signal intensity of the corresponding pixel of each image.
dn (xn, yn) = sig1 (xn, yn) -sig2 (xn, yn) (3)
The conventional difference process is a process for deriving the signal decrease amount for each pixel. In the difference image, pixels having a large interval d are emphasized regardless of the signal intensity of the first image 210 and the second image 220 of the original image.
本実施形態の表示画像生成部７３２は、この信号低下量（間隔ｄｎ）ではなく、直交座標系３００の上記特性を利用し、信号強度差、信号強度により所望の画素を特定する。
The display image generation unit 732 according to the present embodiment uses the above characteristics of the orthogonal coordinate
各画素Ｐｎがα軸と成す角度θに閾値を設定することにより、信号強度差により画素を特定する。例えば、信号強度差が所定以上の画素Ｐｎを特定する場合、図４（ｂ）に示すように、α軸と成す角に第一の閾値θ１を設定し、角度θが第一の閾値θ１以下の画素Ｐｎを特定する。ここでは、Ｐ３とＰ２とが特定される。本実施形態では、各画素のα軸と成す角度は、位相画像ｐｈｓ（ｘ，ｙ）の各画素値に相当する。このため、表示画像生成部７３２は、位相画像ｐｈｓ（ｘ，ｙ）を用いて信号強度差による画素を特定する。 By setting a threshold value at an angle θ that each pixel Pn forms with the α axis, the pixel is specified by a signal intensity difference. For example, when specifying a pixel Pn having a signal intensity difference of a predetermined value or more, as shown in FIG. 4B, a first threshold value θ 1 is set at an angle formed with the α axis, and the angle θ is set to the first threshold value θ. One or less pixels Pn are specified. Here, P3 and P2 are specified. In the present embodiment, the angle formed with the α axis of each pixel corresponds to each pixel value of the phase image phs (x, y). For this reason, the display image generation unit 732 specifies the pixel based on the signal intensity difference using the phase image phs (x, y).
また、いずれかの画像における信号強度に対し、閾値を設定することにより、信号強度により画素を特定する。例えば、第一の画像２１０における信号強度が所定以上の画素Ｐｎを特定する場合、図４（ｂ）に示すように、座標軸αに第二の閾値α’を設定し、画素の座標軸α成分が閾値α’以上の各画素Ｐｎを特定する。ここでは、Ｐ１とＰ２とが特定される。なお、この信号強度により閾値判定処理は、各再構成画像を用いて行う。ここでは、第一の画像２１０における信号強度がα’以上の画素を特定するため、表示画像生成部７３２は、第一の画像２１０の強度画像ｓｉｇ１（ｘ，ｙ）を用いて画素の特定を行う。なお、第二の画像２２０における信号強度が所定以上の画素を特定する場合は、第二の画像２２０の強度画像ｓｉｇ２（ｘ，ｙ）を用いて画素の特定を行う。 Further, by setting a threshold value for the signal intensity in any image, the pixel is specified by the signal intensity. For example, when specifying a pixel Pn whose signal intensity in the first image 210 is greater than or equal to a predetermined value, as shown in FIG. 4B, a second threshold value α ′ is set for the coordinate axis α, and the coordinate axis α component of the pixel is Each pixel Pn greater than or equal to the threshold value α ′ is specified. Here, P1 and P2 are specified. Note that the threshold determination processing is performed using each reconstructed image based on the signal intensity. Here, in order to specify a pixel having a signal intensity of α ′ or higher in the first image 210, the display image generation unit 732 specifies the pixel using the intensity image sig1 (x, y) of the first image 210. Do. In addition, when specifying the pixel whose signal intensity | strength in the 2nd image 220 is more than predetermined, a pixel is specified using the intensity | strength image sig2 (x, y) of the 2nd image 220. FIG.
閾値は、予め記憶装置７２に保持される。または、適宜、入力装置７５を介してユーザから受け付ける。例えば、合成画像生成部７３１による直交座標系３００へのマッピング結果を表示し、ユーザが表示結果を見ながら閾値を設定するよう構成してもよい。また、閾値は、信号強度差および信号強度の少なくとも一方に設定すればよい。
The threshold value is stored in the storage device 72 in advance. Or it receives from a user via the
表示画像生成部７３２は、これらの閾値判定により所定の条件を満たす画素を特定し、合成画像から抽出する。抽出は、位相画像ｐｈｓ（ｘ，ｙ）および各再構成画像の強度画像上で、特定された画素以外の画素を表示対象から除外（マスキング）するマスク画像を生成して行う。 The display image generation unit 732 specifies pixels that satisfy a predetermined condition by these threshold determinations, and extracts them from the composite image. The extraction is performed by generating a mask image for excluding (masking) pixels other than the specified pixel from the display target on the phase image phs (x, y) and the intensity image of each reconstructed image.
マスク画像は、例えば、信号強度差で特定の画素を抽出する場合、位相画像ｐｈｓ（ｘ，ｙ）上で、判定条件を満足する画素の画素値を１、他の画素の画素値を０とし、作成する。信号強度で特定の画素を抽出する場合は、各再構成画像の強度画像上で同様の処理を行い、作成する。
For example, when a specific pixel is extracted based on a signal intensity difference, the mask image has a
例えば、α軸となす角θに閾値θ１を設定し、合成画像から閾値θ１以上の画素を抽出する場合、位相画像ｐｈｓ（ｘ，ｙ）において、θが閾値θ１以下という閾値判定条件を満足する画素の値を１、その他の画素の値を０とする位相マスク画像Ｍｐ（ｘ，ｙ）を作成する。また、α軸成分に閾値α’を設定し、α軸成分が閾値α’以上の画素を抽出する場合、強度画像ｓｉｇ１（ｘ，ｙ）において、α軸成分がα’以上という閾値判定条件を満足する画素の値を１、その他の画素の値を０とする信号強度マスク画像Ｍｓ（ｘ，ｙ）を作成する。 For example, when the threshold θ 1 is set to the angle θ formed with the α-axis, and pixels that are equal to or larger than the threshold θ 1 are extracted from the composite image, the threshold determination condition that θ is equal to or smaller than the threshold θ 1 in the phase image phs (x, y). A phase mask image Mp (x, y) is created in which the value of the pixel satisfying the above is 1 and the value of the other pixels is 0. Further, when a threshold value α ′ is set for the α-axis component and pixels having an α-axis component greater than or equal to the threshold α ′ are extracted, the threshold determination condition that the α-axis component is greater than or equal to α ′ in the intensity image sig1 (x, y) is set. A signal intensity mask image Ms (x, y) in which the value of the satisfactory pixel is 1 and the value of the other pixels is 0 is created.
そして、表示画像生成部７３２は、合成画像にマスク画像を乗算し、表示画像を生成する。得られた表示画像は、閾値判定に合致した画素のみその画素値が合成画像の画素値となり、他の画素の画素値は０となる。 Then, the display image generation unit 732 generates a display image by multiplying the composite image by the mask image. In the obtained display image, the pixel value of only the pixel that matches the threshold determination is the pixel value of the composite image, and the pixel values of the other pixels are zero.
なお、既に述べた各マスク画像に対して所定の空間フィルタを施してスムージングをかけてもよい。また、マスク画像の画素値０と１との境界部分には、０と１との中間的な値を適用しても良い。 Note that each mask image already described may be smoothed by applying a predetermined spatial filter. Further, an intermediate value between 0 and 1 may be applied to the boundary portion between the pixel values 0 and 1 of the mask image.
次に、特徴量抽出部７３０による特徴量抽出処理の流れを説明する。図５は、本実施形態の特徴量抽出処理の処理フローである。また、図６は、特徴量抽出処理におけるデータ処理の一例を説明するための図である。図６では、図３に示す２つの撮影シーケンス１１０、１２０を実行し、得られた２種の画像を用い、表示画像を生成する場合を例にあげて説明する。また、閾値を信号強度差にのみ設定し、表示画像を作成する場合を例にあげて説明する。なお、特徴量抽出処理は、画像再構成部７２０が特徴量抽出対象となる複数の画像の再構成を終えたことを契機に、または、ユーザの指示により開始される。
Next, the flow of feature amount extraction processing by the feature
合成画像生成部７３１は、各再構成画像の信号強度を座標軸とするベクトル空間（直交座標系３００）を設定し、画素毎に信号強度をマッピングする（ステップＳ１１０１）。また、合成画像生成部７３１は、再構成された各画像の信号強度４００を用い、直交座標系３００を複素空間とみなした場合の、強度画像ｓｉｇ（ｘ，ｙ）４１０および位相画像ｐｈｓ（ｘ，ｙ）４２０を作成する（ステップＳ１１０２）。ここで、合成画像生成部７３１は、強度画像ｓｉｇ（ｘ，ｙ）４１０を合成画像とする(ステップＳ１１０３）。
The composite
表示画像生成部７３２は、予め設定された閾値θ１を用い、閾値判定を行い、マスク画像Ｍｐ（ｘ，ｙ）４３０を生成する（ステップＳ１１０４）。なお、図では、マスク画像の画素値が０の画素群を"−"で示す。以下同様とする。そして、表示画像生成部７３２は、合成画像である強度画像ｓｉｇ（ｘ，ｙ）４１０とマスク画像Ｍｐ（ｘ，ｙ）とを乗算し、表示画像Ｄｓｐ（ｘ，ｙ）４４０を生成する（ステップＳ１１０５）。 The display image generation unit 732 performs threshold determination using a preset threshold θ 1 and generates a mask image Mp (x, y) 430 (step S1104). In the figure, a pixel group in which the pixel value of the mask image is 0 is indicated by “−”. The same shall apply hereinafter. Then, the display image generation unit 732 multiplies the intensity image sig (x, y) 410 that is a composite image and the mask image Mp (x, y) to generate a display image Dsp (x, y) 440 (step). S1105).
以上説明したように、本実施形態では、プリパルスの印加の有無に代表される、撮影条件を変更した取得した複数の画像データに対し、上記特徴量抽出処理を行い、表示画像を生成する。すなわち、差分処理の代わりに、位相画像などによるマスク処理を行い対象部位を描出する。従って、特徴量を抽出するために差分処理を行わないため、信号強度が低下しない。このため、ノイズ量が相対的に増加することによる微細な構造の描出能の低下を低減できる。例えば、撮影対象が血管の場合、抹消血管の描出能の低下を低減できる。本実施形態によれば、画質を低下させることなく、撮影条件を変えて取得した複数の画像から、撮影条件の違いにより顕在化する特徴量を抽出できる。 As described above, in the present embodiment, the feature amount extraction process is performed on a plurality of acquired image data with the imaging conditions changed, represented by the presence or absence of pre-pulse application, to generate a display image. That is, instead of the difference processing, mask processing using a phase image or the like is performed to draw the target portion. Accordingly, since the difference processing is not performed to extract the feature amount, the signal strength does not decrease. For this reason, it is possible to reduce a reduction in the ability to draw a fine structure due to a relatively increased amount of noise. For example, when a subject to be imaged is a blood vessel, it is possible to reduce a decrease in the ability to draw a peripheral blood vessel. According to the present embodiment, it is possible to extract feature quantities that are manifested by differences in shooting conditions from a plurality of images acquired by changing shooting conditions without degrading image quality.
さらに、本実施形態によれば、表示画像の各画素値に、取得した複数の再構成画像の強度画像の画素値の二乗和の平方で求められる値を用いる。従って、加算効果によりＳＮの向上が期待できる。 Furthermore, according to the present embodiment, a value obtained by the square of the square sum of the pixel values of the acquired intensity images of the plurality of reconstructed images is used for each pixel value of the display image. Therefore, improvement in SN can be expected due to the addition effect.
また、本実施形態によれば、信号強度差と信号強度との少なくとも一方の閾値を設定し、条件を満たす画素を抽出する。従って、信号強度差が所定以上のものに限らず、信号強度によっても抽出画素を選択できる。従って、本実施形態によれば、多様な条件で特徴量を抽出し、表示画像を生成できる。 In addition, according to the present embodiment, a threshold value of at least one of the signal intensity difference and the signal intensity is set, and pixels that satisfy the condition are extracted. Therefore, the extracted pixels can be selected not only by the signal intensity difference being not less than a predetermined value but also by the signal intensity. Therefore, according to this embodiment, it is possible to extract a feature amount under various conditions and generate a display image.
また、特徴量抽出部７３０は、画像処理部をさらに備え、表示画像生成部７３２が生成した表示画像に対し、クリッピング処理などの画像処理を行うよう構成してもよい。ここで、クリッピングとは、脂肪の信号に代表される、診断上不要な信号を除去する処理である。本実施形態の代表的な適用対象である非造影ＭＲＡの分野では、腹腔内の臓器や脂肪の信号は、血管の視認性を低下させるため、不要であり、用手的に除去する。
The feature
この場合の手順を図７を用いて説明する。ここでは、一例として、上記実施形態同様、位相画像ｐｈｓ（ｘ，ｙ）４２０からマスク画像Ｍｐ（ｘ，ｙ）４３０を作成し、信号強度差が所定範囲の画素のみ抽出する場合を例にあげて説明する。 The procedure in this case will be described with reference to FIG. Here, as an example, a case where a mask image Mp (x, y) 430 is created from the phase image phs (x, y) 420 and only pixels having a signal intensity difference within a predetermined range is extracted as in the above-described embodiment. I will explain.
すなわち、特徴量抽出部７３０は、再構成された各画像の信号強度４００を用い、直交座標系３００を複素空間とみなした場合の、強度画像ｓｉｇ（ｘ，ｙ）４１０および位相画像ｐｈｓ（ｘ，ｙ）４２０を作成する。そして、強度画像強度画像ｓｉｇ（ｘ，ｙ）４１０を合成画像とし、位相画像ｐｈｓ（ｘ，ｙ）４２０から閾値判定を行いマスク画像Ｍｐ（ｘ，ｙ）４３０を生成する。
That is, the feature
ここで、画像処理部は、取得した複数の再構成画像のいずれかにおいて、クリッピング処理４５０を行う。なお、図７において、黒く塗りつぶされた画素がクリッピング処理により除去された画素である。撮影時の位置ずれがない場合、取得した複数の画像データ間でクリッピングされる領域は共通であるため、クリッピングは１回の処理でよい。そして、クリッピング処理を反映したマスク画像Ｍｃ（ｘ，ｙ）４６０を作成する。マスク画像Ｍｃ（ｘ，ｙ）では、クリッピングにより除去された画素の値を０、除去されずに残った画素の値を１とする。
Here, the image processing unit performs the
表示画像生成部７３２は、合成画像である強度画像ｓｉｇ（ｘ，ｙ）４１０とマスク画像Ｍｐ（ｘ，ｙ）４３０とを乗算し、さらに、このマスク画像Ｍｃ（ｘ，ｙ）４６０を乗算し、クリッピング処理後の第二の表示画像Ｄｓｐ２（ｘ，ｙ）４７０を得る。 The display image generation unit 732 multiplies the intensity image sig (x, y) 410, which is a composite image, and the mask image Mp (x, y) 430, and further multiplies the mask image Mc (x, y) 460. The second display image Dsp2 (x, y) 470 after the clipping process is obtained.
このように、本実施形態では、クリッピング処理結果をマスク画像Ｍｃ（ｘ，ｙ）として活用する。差分画像を作成し、所定の信号強度差の領域を描出する場合、画像データ毎にクリッピング処理を行い、クリッピング処理の画像で差分画像を作成していたが、本実施形態の場合は、クリッピング処理は１回でよい。複数の画像の各画素の信号強度を合成した画像の画素値を表示画像に用いるため、クリッピング処理は１回でよい。従って、本実施形態によれば、少ない処理回数でより高速に高画質の画像を得ることができる。 As described above, in this embodiment, the clipping processing result is used as the mask image Mc (x, y). When creating a difference image and rendering a region of a predetermined signal intensity difference, clipping processing is performed for each image data, and a difference image is created with the image of clipping processing. In the present embodiment, clipping processing is performed. Can be done once. Since the pixel value of the image obtained by combining the signal intensities of the pixels of the plurality of images is used for the display image, the clipping process may be performed once. Therefore, according to the present embodiment, a high-quality image can be obtained at a higher speed with a smaller number of processes.
さらに、位相画像ｐｈｓ（ｘ，ｙ）の余弦（コサイン値）をマスク画像Ｍ（ｘ，ｙ）として強度画像Ｓｉｇ（ｘ，ｙ）に適用することにより、表示画像として第一の画像データ２１０を得ることができる。同様に、正弦（サイン値）をマスク画像とすることにより、表示画像として第二の画像データ２２０を得ることができる。特に、クリッピング処理後の表示画像にこれらのマスク画像を適用することにより、クリッピング処理がなされた状態の第一の画像２１０および第二の画像２２０を得ることができる。従って、本実施形態によれば、多様な条件で特徴量を抽出した表示画像を、簡易な処理で生成できる。 Further, by applying the cosine (cosine value) of the phase image phs (x, y) as the mask image M (x, y) to the intensity image Sig (x, y), the first image data 210 is displayed as a display image. Obtainable. Similarly, the second image data 220 can be obtained as a display image by using a sine (sign value) as a mask image. In particular, by applying these mask images to the display image after the clipping process, the first image 210 and the second image 220 that have been subjected to the clipping process can be obtained. Therefore, according to the present embodiment, a display image from which feature amounts are extracted under various conditions can be generated by simple processing.
以上に述べた説明および図面では、画像データを二次元で表現したが、当然、三次元画像データにも適用できる。また、画像データの種類として２種類の場合を例に挙げて説明したが、３種類の場合にも拡張することが可能である。 In the description and drawings described above, the image data is expressed in two dimensions, but it is naturally applicable to three-dimensional image data. Further, the case of two types of image data has been described as an example, but the image data can be expanded to three types.
なお、撮影条件を変えて取得した３種類の再構成画像に本実施形態の特徴量抽出処理を適用する場合、同一画素の各再構成画像の信号強度を各軸とする３次元のベクトル空間にマッピングする。合成画像生成部７３１は、上記２種の場合同様、ベクトル空間を複素空間とみなした場合の強度値(ベクトル長）を各画素値とする合成画像を生成する。
When the feature amount extraction processing of the present embodiment is applied to three types of reconstructed images obtained by changing the shooting conditions, a three-dimensional vector space with the signal intensity of each reconstructed image of the same pixel as each axis is used. Map. Similar to the above two types, the composite
一方、表示画生成部７３２は、信号強度差について、例えば、基準とする再構成画像（基準再構成画像）を１つ決定し、当該再構成画像と所定範囲の信号強度差を有する画素を抽出する。従って、上記実施形態同様、一方の軸を基準再構成画像の信号強度とした２次元のベクトル空間上で位相画像を生成し、マスク画像を生成する。この場合は、２種のマスク画像が生成される。表示画像生成部７３２は、生成した２種のマスク画像を、条件に応じて１種のみ、または２種とも上記合成画像に乗算し、表示画像を得る。 On the other hand, the display image generation unit 732 determines, for example, one reconstructed image as a reference (reference reconstructed image) for the signal intensity difference, and extracts pixels having a signal intensity difference within a predetermined range from the reconstructed image. To do. Therefore, as in the above embodiment, a phase image is generated on a two-dimensional vector space with one axis as the signal intensity of the reference reconstructed image, and a mask image is generated. In this case, two types of mask images are generated. The display image generation unit 732 obtains a display image by multiplying the generated two types of mask images by only one type or two types of the composite image according to conditions.
この場合も、１の画像でクリッピング処理を行い、クリッピング処理を反映したマスク画像を生成し、適用することができる。 In this case as well, the clipping process can be performed on one image, and a mask image reflecting the clipping process can be generated and applied.
また、特徴量抽出部７３０のみ、または画像再構成部７２０および特徴量抽出部７３０は、ＭＲＩ装置１０とは別個に設けられた情報処理装置上に構成されていてもよい。
In addition, only the feature
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：制御処理系、１０：ＭＲＩ装置、３１：傾斜磁場コイル、３２：傾斜磁場電源、５１：送信コイル、５２：高周波発振器、５３：変調器、５４：高周波増幅器、６１：受信コイル、６２：信号増幅器、６３：直交位相検波器、６４：Ａ／Ｄ変換器、７１：ＣＰＵ、７２：記憶装置、７３：外部記憶装置、７４：表示装置、７５：入力装置、１００：撮影シーケンス、１１０：第一の撮影シーケンス、１２０：第二の撮影シーケンス、１３０：パルスシーケンス、１４０：プリパルス、１５０：Ｒ波、２１０：第一の画像データ、２２０：第二の画像データ、３００：直交座標系、３１０：第一の座標軸、３２０：第二の座標軸、３３０：４５度線、４００：各画像の信号強度、４１０：強度画像、４２０：位相画像、４３０：マスク画像、４４０：表示画像、４５０：マスク画像、７１０：撮影部、７２０：画像再構成部、７３０：特徴量抽出部、７３１：合成画像生成部、７３２：表示画像生成部、７４０：表示処理部 1: subject, 2: static magnetic field generation system, 3: gradient magnetic field generation system, 4: sequencer, 5: transmission system, 6: reception system, 7: control processing system, 10: MRI apparatus, 31: gradient magnetic field coil, 32: Gradient magnetic field power supply, 51: Transmitting coil, 52: High frequency oscillator, 53: Modulator, 54: High frequency amplifier, 61: Reception coil, 62: Signal amplifier, 63: Quadrature phase detector, 64: A / D converter 71: CPU, 72: storage device, 73: external storage device, 74: display device, 75: input device, 100: shooting sequence, 110: first shooting sequence, 120: second shooting sequence, 130: pulse Sequence: 140: Prepulse, 150: R wave, 210: First image data, 220: Second image data, 300: Cartesian coordinate system, 310: First coordinate axis, 320: Second coordinate axis, 330: 5th degree line, 400: signal intensity of each image, 410: intensity image, 420: phase image, 430: mask image, 440: display image, 450: mask image, 710: photographing unit, 720: image reconstruction unit, 730 : Feature amount extraction unit, 731: Composite image generation unit, 732: Display image generation unit, 740: Display processing unit
Claims (9)
前記再構成画像取得手段は、複数の異なる撮影条件で同一部位を撮影した複数の再構成画像を取得し、
前記画像処理手段は、
前記複数の再構成画像それぞれの同一画素の信号強度を合成したものを各画素値とする合成画像を生成する合成画像生成手段と、
前記複数の再構成画像それぞれの同一画素の信号強度を予め定められた閾値条件と比較し、比較結果が前記閾値条件を満たす画素の画素値を前記合成画像から抽出し、前記表示画像を生成する表示画像生成手段と、を備えること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field are applied to a subject placed in a static magnetic field according to preset imaging conditions and a pulse sequence, and a reconstructed image is generated from a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a reconstructed image acquisition unit; an image processing unit that performs an operation on the reconstructed image to generate a display image; and a display unit that displays the generated display image.
The reconstructed image obtaining means obtains a plurality of reconstructed images obtained by photographing the same part under a plurality of different photographing conditions,
The image processing means includes
A synthesized image generating means for generating a synthesized image having each pixel value obtained by synthesizing the signal intensity of the same pixel of each of the plurality of reconstructed images;
The signal intensity of the same pixel of each of the plurality of reconstructed images is compared with a predetermined threshold condition, and a pixel value of a pixel whose comparison result satisfies the threshold condition is extracted from the synthesized image, and the display image is generated And a display image generating means. A magnetic resonance imaging apparatus comprising:
前記合成画像生成手段は、取得した各再構成画像をそれぞれ座標軸とするベクトル空間に各画素をマッピングし、前記ベクトル空間内の各画素のベクトル長を前記合成画像の各画素の画素値とし、
前記表示画像生成手段は、前記ベクトル空間内の各画素の座標点がいずれかの前記座標軸と成す角が所定の範囲となる画素の画素値を抽出すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
The composite image generation means maps each pixel to a vector space having each acquired reconstructed image as a coordinate axis, and sets the vector length of each pixel in the vector space as the pixel value of each pixel of the composite image,
The display image generating means extracts a pixel value of a pixel in which an angle formed by a coordinate point of each pixel in the vector space and any one of the coordinate axes is within a predetermined range.
前記表示画像生成手段は、前記複数の再構成画像の少なくとも１の画像の信号強度が所定範囲内の画素の画素値を抽出すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 2,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the display image generation unit extracts a pixel value of a pixel whose signal intensity of at least one of the plurality of reconstructed images is within a predetermined range.
前記表示画像生成手段は、前記閾値条件を満たす画素のみ抽出可能なマスク画像を生成し、当該マスク画像と前記合成画像とを乗算し、前記表示画像を生成すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 3,
The display image generation means generates a mask image that can extract only pixels that satisfy the threshold condition, and multiplies the mask image and the composite image to generate the display image. .
前記表示画像生成手段は、前記生成した表示画像にさらに所定の画像処理演算を行い、当該表示画像を更新する画像処理手段をさらに備えること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 4,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the display image generation means further includes image processing means for performing a predetermined image processing operation on the generated display image and updating the display image.
前記画像処理手段は、前記合成画像上で所定の条件を満たす画素を抽出するマスク画像を生成し、前記表示画像に乗算すること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 5,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the image processing unit generates a mask image for extracting pixels satisfying a predetermined condition on the composite image, and multiplies the display image.
前記複数の再構成画像それぞれの同一画素の信号強度を合成し合成画像を生成する合成画像生成ステップと、
前記複数の再構成画像それぞれの同一画素の信号強度を予め定めた閾値条件と比較し、比較結果が前記閾値条件を満たす画素の画素値を、前記合成画像から抽出し前記表示画像を生成する表示画像生成ステップと、を備えること
を特徴とする磁気共鳴イメージング装置における画像処理方法。 An image processing method in a magnetic resonance imaging apparatus that generates a display image by extracting feature amounts using a plurality of reconstructed images acquired under different imaging conditions,
A combined image generating step of combining the signal intensity of the same pixel of each of the plurality of reconstructed images to generate a combined image;
A display that compares the signal intensity of the same pixel of each of the plurality of reconstructed images with a predetermined threshold condition, and extracts a pixel value of a pixel whose comparison result satisfies the threshold condition from the composite image to generate the display image An image generation method in a magnetic resonance imaging apparatus, comprising: an image generation step.
それぞれ異なる撮影条件で同一部位を撮影した複数の再構成画像それぞれの、同一画素の信号強度を合成した値を各画素値とする合成画像を生成する合成画像生成手段と、
前記複数の再構成画像それぞれの同一画素の信号強度を予め定めた閾値条件と比較し、比較結果が前記閾値条件を満たす画素の画素値を前記合成画像から抽出し、表示画像を生成する表示画像生成手段と、を備えること
を特徴とする医用画像処理装置。 A medical image processing apparatus for processing a reconstructed image acquired by a medical image acquisition apparatus,
A composite image generating means for generating a composite image in which each pixel value is a value obtained by combining the signal intensities of the same pixel of each of a plurality of reconstructed images obtained by photographing the same part under different photographing conditions;
A display image that compares the signal intensity of the same pixel of each of the plurality of reconstructed images with a predetermined threshold condition, extracts a pixel value of a pixel whose comparison result satisfies the threshold condition from the synthesized image, and generates a display image A medical image processing apparatus.
前記医用画像取得装置は磁気共鳴イメージング装置であること
を特徴とする医用画像処理装置。 The medical image processing apparatus according to claim 8, wherein
The medical image processing apparatus is a magnetic resonance imaging apparatus.
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