JP3300456B2

JP3300456B2 - 医用画像処理装置

Info

Publication number: JP3300456B2
Application number: JP05598793A
Authority: JP
Inventors: 徳典木村
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1993-03-16
Filing date: 1993-03-16
Publication date: 2002-07-08
Anticipated expiration: 2017-07-08
Also published as: JPH06269424A

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】この発明は、医用画像処理装置に
係り、とくに、造影剤を被検体に注入してダイナミック
スキャンを行い、このスキャンにより得られた時系列デ
ータに基づいて血流動態（パーフュージョン：perfusio
n ）を反映したファンクショナル・パラメータを演算
し、その演算結果を数値やイメージとして表示する処理
装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】従来、ダイナミックスキャンの手法は機
能的形態学(functional morphology)の一翼を担うもの
として重宝されており、Ｘ線ＣＴ，ＭＲＩ，ＳＰＥＣ
Ｔ，ＰＥＴなどの分野で盛んに実施されている。

【０００３】例えば、ＭＲＩでは、Ｇｄ−ＤＴＰＡ(Gad
olinium-diethylenetriaminepentaacetic acid) などの
造影剤を被検体の静脈から注射し、縦緩和（Ｔ₁）やサ
セプタビリティ効果（Ｔ₂ ^＊）を強調するパルスシーケ
ンスを用いてダイナミックスキャンが行われる。このダ
イナミックスキャンにより得られた時系列データから造
影剤濃度−時間特性(Time Intensity Curve ：ＴＩＣ)
を作成し、その特性を解析することにより、血流動態を
反映したファンクショナル・パラメータを演算し、その
結果を数値又はイメージとして表示している。ファンク
ショナル・パラメータとしては、血液量(Blood Volume
：ＢＶ) や平均通過時間などが使われる。

【０００４】例えば血液量ＢＶを演算するには、図２１
（ａ）に示す如く、同一診断面をスキャンして時系列ｔ
₀…ｔ_Nの各時間毎のＴ₁強調画像やＴ₂ ^＊強調画像を
得る。そして、各画像に共通のＲＯＩにより指定され
た、ある組織の造影剤濃度・時間特性の曲線をＣ
_i（ｔ）としたとき（同図（ｂ）参照）、カーブ下面積
Ｓを、

【数１】の式から演算し、このカーブ下面積Ｓを、血液量ＢＶを
反映したファンクショナル・パラメータとして採用して
いる。なお、造影剤注入はｔ₀（ベース画像収集）の直
前又は静脈から組織に達する時間（約５秒前後）以内で
もよい。

【０００５】一方、ＲＩやＸ線ＣＴなどでは、モダリテ
ィの特性に合った造影剤が各々用いられ、ダイナミック
スタディやファンクショナルイメージを得るイメージン
グが行われている。

【０００６】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
た血流動態を反映したファンクショナル・パラメータを
演算する手法にあっては、演算の基礎にする情報が組織
の造影剤濃度・時間曲線Ｃ_i（ｔ）一つであったため、
造影剤の注入方法（例えば、注入量や注入時間幅）や個
人の心機能の違いに拠ってファンクショナル・パラメー
タの値が変化してしまい、相対的な血流動態情報を示す
だけに終わっており、絶対値としてのパラメータでは無
かった。したがって、ダイナミックスタディにより得た
血流動態を診断に利用する際、パラメータの性質が異な
り、しかも安定せず、その利用性に限界があった。

【０００７】この発明は、上述した従来技術の問題に鑑
みてなされたもので、血流動態に関するファンクショナ
ル・パラメータを絶対値に近い状態で求め、そのパラメ
ータの利用価値を向上させた医用画像処理装置を提供す
ることを主な目的とする。また、そのようなファンクシ
ョナル・パラメータを比較的簡単に算出できるようにす
ることを、別の目的とする。

【０００８】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成させるた
め、この発明に係る画像処理装置は、造影剤を注入した
被検体の同一診断部位を経時的にスキャン（例えばＭＲ
Ｉによるスキャン）したことにより得た時系列データに
基づいて血流動態を表すパラメータ（血液量など）を得
る装置で、上記診断部位における組織の上記時系列デー
タに基づいて第１の造影剤濃度・時間特性を作成する第
１のＴＩＣ作成手段と、上記被検体の動脈血及び静脈血
の内の一方の上記時系列データに基づいて第２の造影剤
濃度−時間特性を作成する第２のＴＩＣ作成手段と、上
記第１のＴＩＣ作成手段が作成した第１の造影剤濃度−
時間特性のデータに基づいて上記診断部位の血流動態を
表すパラメータを演算するパラメータ演算手段と、この
パラメータ演算手段により演算されたパラメータを、上
記第２のＴＩＣ作成手段により作成された第２の造影剤
濃度−時間特性を用いて補正するパラメータ補正手段と
を備えた。

【０００９】この発明の別の態様に係る画像処理装置で
は、パラメータ演算手段は、前記第１の造影剤濃度−時
間特性のカーブ下面積を積分演算で求める手段であり、
前記パラメータ補正手段は、前記第２の造影剤濃度−時
間特性のカーブ下面積を積分演算で求める手段と、その
積分演算値と上記パラメータ演算手段による積分演算値
との比を前記血液量として演算する手段とする。そし
て、前記第１及び第２のＴＩＣ作成手段が作成した第１
及び第２の造影剤濃度−時間特性間の立上がり時間の遅
延を補正した積分範囲を決め、その積分範囲を前記パラ
メータ演算手段及びパラメータ補正手段に付与する積分
範囲補正手段を付加した。

【００１０】この発明のさらに別の態様に係る画像処理
装置では、前記第１及び第２のＴＩＣ作成手段の少なく
とも一方は、造影剤注入前の診断部位の組織及び血中の
少なくとも一方の造影剤濃度を基準データとして採用す
る手段であり、前記造影剤注入前に診断部位を複数回ス
キャンした複数組のデータから上記組織及び血中の少な
くとも一方の造影剤濃度を平均して上記基準データとす
る基準データ設定手段を付加した。

【００１１】この発明のさらに別の態様に係る画像処理
装置では、前記第１及び第２のＴＩＣ作成手段の少なく
とも一方により作成された前記造影剤濃度−時間特性に
ついて、前記造影剤が所定値未満しか注入されていない
ときの前記造影剤濃度−時間特性のデータを削除するデ
ータ削除手段を付加した。

【００１２】この発明のさらに別の態様に係る画像処理
装置では、前記画像データは、縦緩和の情報及びサセプ
タビリティ効果の情報を反映したデータであり、上記画
像データから造影剤濃度に変換し、この変換結果を前記
第１及び第２のＴＩＣ作成手段に付与するデータ変換手
段を付加した。

【００１３】また、この発明のさらに別の態様に係る画
像処理装置では、前記パラメータ補正手段により補正さ
れたパラメータを数値及びイメージの内の少なくとも一
方の態様で表示する表示手段を付加した。

【００１４】

【作用】この発明に係る画像処理装置では、診断部位に
おける組織の時系列データに基づいて第１の造影剤濃度
・時間特性が第１のＴＩＣ作成手段により作成され、被
検体の動脈血及び静脈血の内の一方の時系列データに基
づいて第２の造影剤濃度−時間特性が第２のＴＩＣ作成
手段により作成される。第１の造影剤濃度−時間特性の
データに基づいて診断部位の血流動態を表すパラメータ
がパラメータ演算手段により演算される。このパラメー
タは、第２の造影剤濃度−時間特性を用いてパラメータ
補正手段により補正される。

【００１５】この発明の別の態様に係る装置では、補正
されたパラメータが数値及びイメージの内の少なくとも
一方の態様で表示される。

【００１６】この発明のさらに別の態様に係る装置で
は、第１、第２の造影剤濃度−時間特性のカーブ下面積
が積分演算で各々求められ、それらの比が血液量として
演算される。第１及び第２の造影剤濃度−時間特性間の
立上がり時間の遅延を補正した積分範囲が決められ、そ
の積分範囲がパラメータ演算手段及びパラメータ補正手
段に付与される。

【００１７】この発明のさらに別の態様に係る装置で
は、造影剤注入前の診断部位の組織及び血中の少なくと
も一方の造影剤濃度が基準データとして採用され、造影
剤注入前に診断部位を複数回スキャンした複数組のデー
タから組織及び血中の少なくとも一方の造影剤濃度が平
均されて基準データとなる。

【００１８】この発明のさらに別の態様に係る装置で
は、第１、第２の造影剤濃度−時間特性の少なくとも一
方について、造影剤が所定値未満しか注入されていない
ときの造影剤濃度−時間特性のデータが削除される。

【００１９】この発明のさらに別の態様に係る装置で
は、画像データは縦緩和の情報及びサセプタビリティ効
果の情報を反映したデータであり、画像データから造影
剤濃度に変換し、この変換結果が第１及び第２のＴＩＣ
作成手段に付与される。

【００２０】

【実施例】以下、この発明の実施例を図面を参照して説
明する。以下の実施例は、磁気共鳴イメージング（ＭＲ
Ｉ）システムから得られた画像処理について示す。

【００２１】（第１実施例）第１実施例を図１〜図５及
び図２０に基づいて説明する。

【００２２】図１において、符号１はＭＲＩシステムを
示し、符号２は画像処理装置を示す。この内、ＭＲＩシ
ステム１は、静磁場発生用の例えば常電導方式の磁石１
１と、この磁石１１に電流を供給する静磁場電源１２と
を備え、被検体Ｐが入る開口部のｚ軸方向に静磁場Ｈ₀
を発生させる。また、磁石１１に組み込まれたｘ，ｙ，
ｚ方向の３対の傾斜磁場コイル１３…１３（その一部の
み図示）は、傾斜磁場電源１５を介して傾斜磁場コント
ローラ１６に接続される。傾斜磁場コントローラ１６は
メインコントローラ１７からの指令で作動する。これに
より、静磁場Ｈ₀に線形傾斜磁場を重畳させた傾斜磁場
が形成され、イメージング用の位置情報が付与される。

【００２３】また、磁石１１の開口部には、被検体Ｐに
対向して配設されるＲＦコイル１４配置され、このＲＦ
コイル１４は送信機１９及び受信機２０に個々に接続さ
れる。送信機１９及び受信機２０はＲＦコントローラ２
１を介してメインコントローラ１７に接続されている。
これにより、ＮＭＲを励起するための高周波パルスが送
信機１９に送られる。受信機２０は、ＲＦコイル１４で
得られたＭＲ信号を検波・増幅し、そのＭＲ信号をＡ／
Ｄ変換器２２を介してデータ演算器２３に送る。データ
演算器２３はＭＲ信号をフーリエ変換などの演算処理に
かけて画像データを生成する。

【００２４】メインコントローラ１７にはさらに、メモ
リユニット２４、入力器２５及び表示器２６が接続され
ている。オペレータが入力器２５を介してメインコント
ローラ１７に指令することにより、所望のシーケンスの
スキャンを実施できる。

【００２５】一方、画像処理装置２は図１に示す如く、
画像データ格納ユニット３０を備えている。この画像デ
ータ格納ユニット３０は、上記ＭＲＩシステム１のデー
タ演算器２３で演算した画像データを受け、格納可能に
なっている。

【００２６】画像データ格納ユニット３０はバス構成３
１を介して、そのユニット３０と共に画像処理装置２を
成す、画像処理コントローラ３２、パーフュージョン・
プロセッサ３３、メモリユニット３４、入力器３５及び
ＴＶモニタ３６に接続されている。入力器３５及びＴＶ
モニタ３６は、インターフェイス回路３７及び３８を介
してバス構成３１に各々接続されている。

【００２７】画像処理コントローラ３２は、かかる画像
処理装置２全体の動作を統括する。即ち、起動に伴っ
て、予めメモリユニット３４に記憶されていた処理プロ
グラムを自分のワークエリアに読み出し、その処理プロ
グラムに従って全体の動作を管理する。パーフュージョ
ン・プロセッサ３３は画像処理コントローラ３２からの
指令があったときに、予めメモリユニット３４に記憶さ
れていた処理プログラムを自分のワークエリアに読み出
し、そのプログラムに従って血流動態（パーフュージョ
ン）に関するファンクショナル・パラメータを、例えば
後述する図３記載の処理を行って演算する。

【００２８】オペレータからの指令情報はインターフェ
イス回路３７を介して画像処理コントローラ３２及びパ
ーフュージョン・プロセッサ３３に送られる。また、画
像処理コントローラ３２及びパーフュージョン・プロセ
ッサ３３の処理状態や演算結果は、インターフェイス回
路３８を介してＴＶモニタ３６に出力される。メモリユ
ニット３４は、画像処理コントローラ３２及びパーフュ
ージョン・プロセッサ３３の処理に必要なプログラムを
記憶しているほか、それらの処理結果を随時記憶できる
ようになっている。

【００２９】上記ＭＲＩシステム１では、Ｇｄ−ＤＴＰ
Ａなどの造影剤を静脈から注入しながら、縦緩和
（Ｔ₁）やサセプタビリティ効果（Ｔ₂ ^＊）を強調する
パルスシーケンス（例えばＩＲ（ＦＬＡＳＨ）法、ＦＥ
（ＦＬＡＳＨ）法）を用いてダイナミックスキャンが行
われる。この実施例におけるダイナミックスキャンの位
置は被検体の頭部に設定されている。このため、ＭＲＩ
システム１でダイナミックスキャンが実施されると、画
像データ格納ユニット３０には、例えば図２に示すよう
な時系列ｔ₀，ｔ₁，ｔ₂…ｔ_Nにおける同一箇所のス
キャン画像Ｓ（ｔ₀），Ｓ（ｔ₁），Ｓ（ｔ₂）…Ｓ
（ｔ_N）のデータが格納される。

【００３０】続いてパーフュージョン・プロセッサ３３
による、血流動態を表すファンクショナル・パラメータ
の算出処理を図３に基づき説明する。

【００３１】なお、この実施例では、ファンクショナル
・パラメータとして血液量（ＢＶ）を算出することと
し、その算出モードは「ＲＯＩモード」とする。この
「ＲＯＩモード」はスキャン像上でＲＯＩ（関心領域）
を設定し、その設定したＲＯＩ毎のファンクショナル・
パラメータを算出して数値的に表示するモードである。

【００３２】パーフュージョン・プロセッサ３３は画像
処理コントローラ３２から指令を受けると、図３に示す
一連の処理を開始する。まず、ステップ４０において、
画像データ格納ユニット３０に格納されているダイナミ
ックスキャンの画像データＳ（ｔ₀），Ｓ（ｔ₁）…Ｓ
（ｔ_N）を読み込む。

【００３３】次いでステップ４１に移行し、パーフュー
ジョン・プロセッサ３３は造影剤の注入開始に相当する
フィッティングスタート時刻ｔ₀（以下、「スタート時
刻」という）におけるスキャン画像Ｓ（ｔ₀）をＴＶモ
ニタ３６に表示させる。

【００３４】次いでステップ４２に移行し、現在、ＴＶ
モニタ３６に表示されているスキャン像（原画像）上
で、入力器３５を介して、オペレータが所望する脳組織
の部位にＲＯＩ（関心領域）：Ｒｉを、静脈の部位にＲ
ＯＩ（関心領域）：Ｒｖを各々、図４に示す如く設定さ
せる。これにより、脳のスキャン面における所望の組織
及び静脈血がＲＯＩを通して個別に選択される。

【００３５】次いで、パーフュージョン・プロセッサ３
３はその処理をステップ４３に移行させ、時系列の画像
データＳ（ｔ₀），Ｓ（ｔ₁）…Ｓ（ｔ_N）の中から、
ステップ４２で設定されたＲＯＩ：Ｒｉ，Ｒｖの位置に
相当する画像データを各々抽出し、それらの抽出画像デ
ータに基づいて組織の造影剤濃度−時間特性(TimeInten
sity Curve ：以下、「ＴＩＣ」という) ：Ｃｉ（ｔ）
と、静脈洞のＴＩＣ：Ｃｖ（ｔ）とを、例えば図５に示
すように各々作成する。

【００３６】なお、このＴＩＣ作成は、検出する物理パ
ラメータにより２通りの方法が可能である。ＭＲＩでの
パーフュージョン測定はＴ₁に敏感なパルスシーケンス
又はＴ₂ ^＊（即ち、サセプタビリティ効果）に敏感なパ
ルスシーケンス（図２０（ａ）〜（ｃ）参照）が用いら
れる。ＴＩＣ曲線の造影剤濃度を演算する一つの方法
は、Ｘ線ＣＴ、ＲＩ、ＳＰＥＣＴ、ＰＥＴと同様に、画
像データ、即ち原画Ｓ（ｔ₁）…Ｓ（ｔ_N）の夫々と、
スタート時刻ｔ₀におけるベース画像Ｓ（ｔ₀）との差
分

【数２】から求めるものである。もう一つの方法は以下のように
求める。つまり、

【数３】とすると、およそ、

【数４】、ここで、ＴＥ：エコータイム（ＦＬＡＳＨ法（例えば
図２０（ａ）のパルスシーケンスに示す、通常のＦＬＡ
ＳＨ法や、同図（ｂ）のＴ₂ ^＊強調の高速ＦＬＡＳＨ
法）を採用）。又は

【数５】ここで、ＴＩ：インバージョンタイム。ｋはベース画像
でＴＩ、Ｒ₁（ｔ₀）を代入して決める（ＩＲ−ＦＬＡ
ＳＨ法（例えば図２０（ｃ）のパルスシーケンスに示
す、Ｔ₁強調の高速ＩＲ−ＦＬＡＳＨ法）を採用）。こ
のように表せるから、この差分ΔＲ₂，ΔＲ₁から造影
剤濃度Ｃ（ｔ_n）を演算するものである。但し、造影剤
濃度とは、ある限られた範囲でしかリニアでない。しか
し、このように演算することで、Ｔ₂ ^＊についてはメリ
ットが大きい。つまり、とくに、Ｔ₂ ^＊は、Ｇｄ−ＤＴ
ＰＡ，Ｄｙ−ＤＴＰＡは、ヨードよりも感度が高いの
で、少ない量でも精度の良いパーフュージョン測定がで
き、また別の方法として、造影剤を注入しなくても、血
液中のヘモグロビンの鉄に拠りＯ₂濃度を反映すること
もできる。

【００３７】次いでステップ４４にて、ステップ４３で
作成した２つのＴＩＣ：Ｃｉ（ｔ），Ｃｖ（ｔ）の原カ
ーブを解析する。この解析は、ここでは、モデルより導
出されるある関数（例えばガンマ関数）を用いてフィッ
ティングし、フィッティングカーブ及びフィッティング
パラメータを演算する。なお、このカーブ解析について
は上述の関数を用いた解析方法のほか、原カーブのまま
解析する手法も可能である。

【００３８】さらに、ステップ４５では、ステップ４４
で求めたフィッティングパラメータを用い、脳のある組
織のＴＩＣ：Ｃｉ（ｔ）について、そのカーブ下面積Ａ
Ｃiを

【数６】の積分で求める。同様に次のステップ４６では、静脈血
のＴＩＣ：Ｃｖ（ｔ）について、そのカーブ下面積ＡＶ
v を

【数７】の積分で求める。なお、ステップ４４で原カーブをその
まま解析してパラメータを求める場合、上記ＡＣi 、Ａ
Ｖv の積分演算は、従来周知の台形公式に従うか、又
は、高次の補間やスプライン関数によるフィッティング
を用いてもよい。

【００３９】次いでステップ４７にて、ステップ４５、
４６で求めたカーブ下面積ＡＣi 、ＡＣv の値の比、即
ち血液量ＢＶを下記式で補正演算する。

【００４０】

【数８】この補正演算により、脳の静脈血のＴＩＣ：Ｃｖ（ｔ）
をリファレンス（参照）として、診断したい脳組織の血
液量ＢＶ（血流動態を表すファンクショナル・パラメー
タの一つ）が得られる。この血液量ＢＶは、従来のよう
な組織単独のＴＩＣのカーブ下面積値のみに頼る値では
なく、血管中の造影剤濃度変化に対する比であるから、
従来の値に比べて、より絶対値的な色彩を帯びた情報と
なる。

【００４１】次いでステップ４８では、ステップ４３で
作成したＴＩＣ：Ｃｉ（ｔ）、Ｃｖ（ｔ）の原カーブ、
ステップ４４で解析した結果に基づくフィッティングカ
ーブ、ステップ４７で補正演算したファンクショナル・
パラメータとしての血液量ＢＶ、ステップ４１、４２で
表示したスキャン像（設定したＲＯＩ付き）、及びその
他の付帯情報がＴＶモニタ３６に表示され、またそれら
のデータがメモリユニット３４にファイルされる。

【００４２】このようにダイナミックスキャン後の時系
列の画像データＳ（ｔ₀），S(ｔ₁）…Ｓ（ｔ_N）に基
づいて、静脈血のＴＩＣ：Ｃｖ（ｔ）をリファレンスと
して補正した、診断組織の血液量ＢＶが求められる。こ
のため、造影剤の注入量、注入速度の違いや、個々の患
者の心機能などの違いが血液量ＢＶに及ぼす影響は極め
て小さくなり、より絶対値的な指標としての血液量ＢＶ
が求められる。この結果、血流動態に関して、患者の診
断精度を飛躍的に向上させることが可能になる。

【００４３】また、この絶対値的な血液量ＢＶを求める
に際し、特別なハード機構をＭＲＩシステム１や画像処
理装置２に付加する必要はなく、簡単な手法を駆使した
ソフトウエア処理で対処できる。

【００４４】（第２実施例）第２実施例を図６及び図７
に基づき説明する。なお、第１実施例と同一又は同等の
ハード構成や処理内容には同一符号を用いて、その説明
を省略する（以下の実施例でも同様とする）。

【００４５】この第２実施例では、第１実施例の静脈血
のＴＩＣ：Ｃｖ（ｔ）に代えて動脈血のＴＩＣ：Ｃａ
（ｔ）をリファレンスとして用い、同様の補正を行った
脳組織の血液量ＢＶを求めるものである。このように動
脈血のＴＩＣ：Ｃａ（ｔ）を用いるとき、頭では、後頭
蓋窩レベルでないと太い動脈は見えないので、頸部又は
大動脈レベル（例えば上肺部）のスキャンを、脳のスキ
ャンと同時に又は時分割で（交互に）行う必要がある。

【００４６】そこで、この実施例では図６（ａ）示すよ
うに、ＭＲＩシステム１により被検体の頭部及び頸部
（又は上肺部）にスライス面Ａ及びＢ（又はＢ´）を設
定し、例えば時分割でダイナミックスキャンが実施され
る。これにより、スライス面Ａ及びＢ（又はＢ´）のス
キャン画像ＳＩ_A及びＳＩ_B（又はＳＩ_{B ´}）に応じた
ダイナミックスキャンの時系列データＳ（ｔ₀），Ｓ
（ｔ₁）…Ｓ（ｔ_N）が各々得られ、画像データ格納ユ
ニット３０に各々格納される。

【００４７】画像処理装置２は第１実施例におけるのと
同様の処理を行う。これにより、スキャン画像ＳＩ_A上
に設定した所望組織に対するＲＯＩ：ＲｉのＴＩＣ：Ｃ
ｉ（ｔ）と、スキャン画像ＳＩ_B（又はＳＩ_{B ´}）上に
設定した動脈（内頸動脈、大動脈）血に対するＲＯＩ：
Ｒａ（又はＲａ´）のＴＩＣ：Ｃａ（ｔ）とが図７に示
す如く作成される。この両方のＴＩＣ：Ｃｉ（ｔ）及び
Ｃａ（ｔ）は前述と同様に解析され、それらのカーブ下
面積の比、

【数９】が演算される。これにより、動脈血のＴＩＣをリファレ
ンスとして補正された、より絶対値に近い脳組織の血液
量ＢＶが求められ、診断精度の向上に寄与可能になる。

【００４８】このように、動脈血をチェックすること
で、リファレンスとなるＴＩＣの採り方の自由度が高く
なり、ファンクショナル・パラメータの演算バリエーシ
ョンを高めることができる。このとき、より太い動脈が
在る頸部（又は上肺部）をスキャンした画像を基礎にし
ているので、動脈血のＴＩＣ自体の作成精度が向上し、
強いては、より正確な血液量ＢＶを求めることができ
る。

【００４９】（第３実施例）第３実施例を図８及び図９
に基づき説明する。

【００５０】この実施例に係る画像処理装置は、前述の
第１実施例の構成に、ＴＩＣカーブの立上がり時間差に
対する補正機構を付加し、演算精度のさらなる向上を図
るものである。

【００５１】ここでは、静脈血のＴＩＣ：Ｃｖ（ｔ）を
リファレンスとして用い、第１実施例と同様の補正を行
った脳組織の血液量ＢＶを求めるものである。ハード構
成は第１実施例のものと同一である。

【００５２】パーフュージョン・プロセッサ３３は図８
の処理を行う。図８の処理中、時系列のダイナミックス
キャン画像Ｓ（ｔ₀），Ｓ（ｔ₁）…Ｓ（ｔ_N）を読み
込むステップ４０からフィッティングカーブを用いたＴ
ＩＣ曲線のカーブ解析のステップ４４までは図３記載の
内容と同じである。

【００５３】そして、ステップ４４において組織のＴＩ
Ｃ：Ｃｉ（ｔ）と静脈血のＴＩＣ：Ｃｖ（ｔ）に対する
フィッティング・パラメータが演算された後、ステップ
４４ａに移行して、静脈血のＴＩＣ：Ｃｖ（ｔ）の立上
がり遅れに対する補正がなされる。

【００５４】具体的には、図９に示すように、両方のＴ
ＩＣ曲線の立上がり時間差Ｔｄが演算され、この時間差
Ｔｄを使って後述するカーブ下面積を求めるときの時間
積分の範囲を変更する。つまり、組織のＴＩＣ：Ｃｉ
（ｔ）曲線に対しては「ｔ₀〜Ｔｅ−Ｔｄ」に設定し、
静脈血のＴＩＣ：Ｃｖ（ｔ）曲線に対しては「ｔ₀＋Ｔ
ｄ〜Ｔｅ」に設定する。Ｔｅはフィッティングエンド時
刻であり、ステップ４４のカーブ解析の中で求められる
フィッティング・パラメータの一つである。

【００５５】なお、上記時間差Ｔｄを、両ＴＩＣ曲線の
ピーク値に到達する時間（ピーク時間：フィッティング
・パラメータの一つとして求められる）の差として求め
てもよい。

【００５６】また、組織のＴＩＣ：Ｃｉ（ｔ）は厳密に
はどの部位を選択するかで異なる。これに対処するに
は、所望位置に大きなＲＯＩを設定し、そのＲＯＩ内の
平均のＴＩＣ：Ｃｉ（ｔ）を求めて、その平均のＴＩ
Ｃ：Ｃｉ（ｔ）とある静脈血のＴＩＣ：Ｃｖ（ｔ）との
立上がり遅れ時間Ｔｄを演算する。この平均化した遅れ
時間Ｔｄを、ＲＯＩ内の各ピクセルのＴＩＣと静脈血の
ＴＩＣとの遅れと見做してもよい。

【００５７】次いでステップ４５では、所望の組織のＴ
ＩＣについてのカーブ下面積が

【数１０】の積分演算で求められる。ステップ４６では、静脈血の
ＴＩＣについてのカーブ下面積が

【数１１】の積分演算で求められる。

【００５８】

【００５９】さらに、ステップ４７では

【数１２】ＢＶ＝ＡＣｉ／ＡＣｖの比をとって、絶対値に近い血液量ＢＶが補正演算され
る。ステップ４８では第１実施例と同様に各種数値、パ
ラメータの表示及び格納が行われる。

【００６０】このように両方のＴＩＣ曲線の立上がり遅
れ時間差Ｔｄを考慮した積分で血液量ＢＶを求めること
により、カーブ下面積の各々を正確に求めることがで
き、血液量ＢＶの演算精度も向上する。とくに、リファ
レンスとして静脈血のＴＩＣを用いるときは遅れ時間差
Ｔｄが大きい（動脈血では遅れ時間は無いとみてよい）
ので、上記高精度化の利点は、リファレンスとして静脈
血のＴＩＣを用いるときに特に顕著になる。

【００６１】一方、ＴＩＣ曲線が十分に立ち下がるまで
サンプリングしてフィッティングエンド時刻Ｔｅを設定
するならば、遅れ時間差Ｔｄの影響は本質的に小さくな
るが、本実施例によれば、高精度の演算を保証しなが
ら、そのように長いサンプリング時間の設定を排除でき
る。

【００６２】なお、上記遅れ時間差の補正処理について
は、次のような変形も可能である。まず、ステップ４４
ａでは遅れ時間差Ｔｄを求め、その時間差Ｔｄを加味し
て、静脈血のＴＩＣ：Ｃｖ（ｔ）を図１０に示す如く
「Ｃｖ（ｔ＋Ｔｄ）」の曲線に変換するとともに、両方
のＴＩＣ：Ｃｉ（ｔ），Ｃｖ（ｔ）に共通の積分時間と
して「ｔ₀〜Ｔｅ−Ｔｄ」を設定する。そして、ステッ
プ４５、４６では、

【数１３】と、同じ積分範囲の演算を行い、ステップ４７ではそれ
らの比ＢＶを

【数１４】ＢＶ＝ＡＣｉ／ＡＣｖから求めることもできる。

【００６３】（第４実施例）第４実施例を図１１〜１３
に基づき説明する。

【００６４】この実施例に係る画像処理装置は、前述の
第１実施例の構成に、ＴＩＣカーブのノイズデータ除去
機構を付加し、演算精度の一層の向上を図るものであ
る。

【００６５】ここでは、静脈血のＴＩＣ：Ｃｖ（ｔ）を
リファレンスとして用い、第１実施例と同様の補正を行
った脳組織の血液量ＢＶを求めるものである。ハード構
成は第１実施例のものと同一である。

【００６６】パーフュージョン・プロセッサ３３は図１
１の処理を行う。この処理中、ダイナミックスキャン画
像の読み込みに係るステップ４０からフィッティングカ
ーブを用いたＴＩＣ曲線の作成に係るステップ４３まで
は図３記載の内容と同じである。

【００６７】ステップ４３において組織及び静脈血のＴ
ＩＣが作成されると、ステップ４３ａの処理に移行す
る。ステップ４３ａでは、ＴＩＣ曲線を成すデータの中
でノイズデータである蓋然性の高いデータが除去され
る。つまり、ＴＩＣ曲線の立上がり及び立下がりで造影
剤が殆ど入っていないタイミングにおけるデータは、殆
どノイズとなり、ファンクショナル・パラメータの測定
の誤差要因となるので、除くことが望ましい。そこで、
以下の２通りの除去手法の内、いずれかが特に好適に使
われる。この除去方法を、脳組織のあるピクセルＰijの
ＴＩＣ：Ｃij（ｔ）を図１２、１３に例示して説明する
が、静脈血、動脈血のＴＩＣにも適用可能であり、同様
にノイズを除去できる。

【００６８】第１の手法は図１２に示す如く、画像のＳ
／Ｎ比に基づいて予め経験的に決めてある閾値Ｃthを用
い、ＴＩＣ：Ｃij（ｔ）の構成データを逐一弁別する。
即ち、Ｃij（ｔ_n）≧Ｃthとなるデータのみ抽出し、Ｃ
ij（ｔ_n）＜Ｃthとなるデータはノイズと見做して捨て
る。但し、ベースデータ（スタート時刻ｔ＝ｔ₀でのデ
ータ）は算入される。

【００６９】第２の手法は図１３に示す如く、上述した
閾値Ｃthを設定するほか、Ｃij（ｔ）曲線のピーク値Ｃ
ij(max) を求め、そのピーク値Ｃij(max) の曲線上左右
において閾値Ｃthを越える最小値Ｃij(min-L) ，Ｃij(m
in-R) を与えるデータの時間Ｔｓ，Ｔｅを設定する。そ
して、Ｔｓ＜ｔ＜Ｔｅの時間幅内のデータのみを抽出す
る。但し、ベースデータは算入される。

【００７０】このようにしてノイズである蓋然性の高い
データが除去された後、ステップ４４において組織のＴ
ＩＣ：Ｃｉ（ｔ）と静脈血のＴＩＣ：Ｃｖ（ｔ）に対す
るフィッティング・パラメータが演算される。その後、
ステップ４５、４６で両ＴＩＣに対するカーブ下面積が
個々に演算され、ステップ４７で絶対値に近い血液量Ｂ
Ｖに補正演算される。ステップ４８では第１実施例と同
様に各種数値、パラメータの表示及び格納が行われる。

【００７１】したがって、この実施例によれば、面積の
計算などのＴＩＣカーブ解析前にノイズデータが除去さ
れ、真に造影剤濃度の変化を表していると見做されるデ
ータのみに基づいて精度の高いカーブ解析が行われ、強
いては求める血液量ＢＶの演算精度も更に向上する。

【００７２】なお、このノイズデータの除去処理は前述
した第３実施例に一緒に組み込んで、ＴＩＣカーブの立
上がり時間差の補正処理と合わせて行うようにすれば、
血液量ＢＶの演算精度を相乗的に向上させることができ
る。

【００７３】（第５実施例）第５実施例を図１４〜図１
６に基づき説明する。

【００７４】この実施例に係る画像処理装置は、前述の
第１実施例の構成に、ＴＩＣカーブにおけるベースデー
タの確定精度を向上させる機構を付加したものである。

【００７５】ここでは、静脈血のＴＩＣ：Ｃｖ（ｔ）を
リファレンスとして用い、第１実施例と同様の補正を行
った脳組織の血液量ＢＶを求めるものである。ハード構
成は第１実施例のものと同一である。但し、画像データ
格納ユニット３０には、ＭＲＩシステム１の稼働によ
り、図１４（ａ）に示すように、スタート時刻ｔ＝ｔ₀
よりも前の時刻ｔ_-4（即ち造影前）からの時系列ｔ_-4，
…，ｔ₀，…，ｔ_Nのダイナミックスキャン画像Ｓ（ｔ
_-4），…，Ｓ（ｔ₀），…，Ｓ（ｔ_N）のデータが格納
されている。

【００７６】パーフュージョン・プロセッサ３３は図１
５の処理を行う。この処理中、ダイナミックスキャン画
像の読み込みに係るステップ４０の後、ステップ４０ａ
にて、ベースとなるスキャン画像Ｓ（ｔ_-4），…，Ｓ
（ｔ₀）が束ねられる。つまり、プロセッサ３３は造影
前の複数枚画像の画素値をピクセル毎に平均処理し、１
枚の新たなベース画像Ｓ´（ｔ₀）を作成する。このベ
ース画像Ｓ´（ｔ₀）は図１４（ｂ）に示すように、血
流量ＢＶを補正演算する時系列ｔ₀，…，ｔ_Nに組み込
まれる。

【００７７】この後、ステップ４１に係るベース画像Ｓ
´（ｔ₀）の表示からステップ４８に係る処理結果の表
示及びファイルまでの処理は図３記載のものと同じ内容
である。

【００７８】この結果、ＴＩＣ曲線のベースデータ（ｔ
＝ｔ₀における基準データ）は、図１６（ａ）に示す造
影前の複数枚のスキャン画像Ｓ（ｔ_-4）…Ｓ（ｔ₀）に
共通の、所望のピクセルの画素値の平均値となる（同図
（ｂ）参照）。この平均処理によりベースデータの確定
精度が上がるため、Ｓ／Ｎ比及び血液量ＢＶの演算の面
で有利である。

【００７９】Ｓ／Ｎ比の面では、この実施例のように５
枚の画像を平均すると、Ｓ／Ｎ比は「５^1/2」倍になる
など、ｎ枚の画像平均により「ｎ^1/2」倍のＳ／Ｎ比向
上を達成できる。例えば造影剤濃度を原画のサブトラク
ションで求める場合、C(ｔ_n）＝Ｓ（ｔ_n）−Ｓ
（ｔ₀）で求めるので、Ｓ／Ｎ比は原画Ｓ（ｔ_n）のＳ
／Ｎ比＝１とすれば、ベースデータ１枚のみの場合は
「１／（２^1/2）」で、ベースデータｎ枚の平均で求め
る場合、「１／（１＋１／ｎ）^1/2」となる。

【００８０】また、ベースデータ、即ち造影剤濃度の零
レベルの誤差が大きいと、カーブ下面積の演算、強いて
は血液量ＢＶの演算が不正確になるが、この実施例のよ
うに、ベースデータの精度を向上させることで血液量Ｂ
Ｖの演算精度も向上する。

【００８１】なお、上記第５実施例において、図１５ス
テップ４０ａのスキャン画像の束ね処理（平均処理）に
代えて、ステップ４３と４４との間で、ＲＯＩにより設
定されたピクセル毎に、造影前の複数枚のスキャン画像
の画素値を平均化してベースデータにするとしてもよ
い。

【００８２】なお、この第５実施例のベース画像の束ね
処理は、上述した第２〜第４実施例と適宜組み合わせて
実施してもよい。

【００８３】（第６実施例）第６実施例を図１７〜図１
９に基づき説明する。上述してきた第１〜第５実施例は
ＲＯＩモード（ファンクショナル・パラメータを、設定
した個々のＲＯＩについて算出し、その結果を数値的に
表示するモード）の処理であるが、第６実施例は、ファ
ンクショナル・パラメータを各ピクセル（マトリクス）
について算出し、その結果をイメージとして表示するイ
メージングモードの処理に関する。

【００８４】ハード構成及びスキャン位置、スキャン対
象は第６実施例と同様であり、パーフュージョン・プロ
セッサ３３は図１７記載の処理を行う。

【００８５】図１７記載の一連の処理において、ステッ
プ４０〜４１の処理内容は図１５記載のものと同一であ
る。ステップ４２に移行すると、ベース画像Ｓ´
（ｔ₀）上における解析ピクセルの範囲（Ｃmin ，Ｃma
x ）を例えば図１８に示す如く抽出する。この処理は空
気などに相当する不要ピクセルを判断して除外するもの
である。つまり、ベース画像Ｓ´（ｔ₀）上の各ピクセ
ルの画素値Ｃ₀(i,j) について、空気などの不要な画素
値を弁別可能な閾値Ｃmin ，Ｃmax を設定し（図１８
（ｂ）参照）、

【数１５】Ｃmin ≦Ｃ₀(i,j) ≦Ｃmax の条件が成立する解析エリアＡＮ（図１８（ａ）斜線
部）を抽出する。

【００８６】このように抽出された解析エリアＡＮ内の
各ピクセルに対し、ステップ４２でＴＩＣが作成された
後、ステップ４４〜４７で前述と同様の処理がなされ
る。

【００８７】そして、ステップ４８において例えば図１
９に示すように、演算したファンクショナル・パラメー
タ（ＡＴ：Appearance Time ，ＰＴ:Peak Time，ＭＴ１
Ｅ：Effective Mean Transit Time ）のイメージと補正
した血液量ＢＶのイメージとをファンクショナルイメー
ジとして、必要な付帯情報（解析種、解析時間範囲、解
析時間範囲の点数、変換係数、単位など）と共に表示
し、ファイルする。

【００８８】これにより、血流動態に関するファンクシ
ョナルイメージを的確に表示できる。このとき、画像処
理が実際に必要な画素値のエリアのみに限定されるた
め、この抽出処理を実施しない場合に比べて、全体の処
理時間が大幅に短縮される。

【００８９】なお、第６実施例に係るイメージングモー
ドでの画像処理において、前述した第３実施例に係るＴ
ＩＣ曲線の立上がり時間差に対する補正処理、第４実施
例に係るノイズデータの除去処理を適宜組み込んで実施
することもできる。

【００９０】なおまた、前述してきた第１〜第６実施例
は、ＭＲＩシステムにより取得されたダイナミックスキ
ャン画像に適用する場合を説明してきたが、Ｘ線ＣＴ、
デジタルフルオログラフィ−（ＤＦ）、ＳＰＥＣＴ、Ｐ
ＥＴなどのダイナミックスキャン画像の後処理にも同様
に適用できる。また、ファンクショナル・パラメータと
しては血液量ＢＶを例示し、これを算出する場合を中心
に説明したが、この発明のファンクショナル・パラメー
タは必ずしもこれに限定されず、例えばＢＦ（血流
量）、ＭＴＴ（平均通過時間）などのパラメータであっ
てもよい。さらに、この発明におけるＴＩＣは、Ｘ線Ｃ
Ｔなどの場合のように単純に原画同士の差分をとって造
影剤濃度変化を求めて行う手法に拠っても、勿論可能で
ある。

【００９１】

【発明の効果】以上説明したように、この発明に係る画
像処理装置は、診断部位における組織の時系列データに
基づいて第１の造影剤濃度・時間特性を作成する第１の
ＴＩＣ作成手段と、被検体の動脈血及び静脈血の内の一
方の時系列データに基づいて第２の造影剤濃度−時間特
性を作成する第２のＴＩＣ作成手段と、第１の造影剤濃
度−時間特性のデータに基づいて診断部位の血流動態を
表すパラメータを演算するパラメータ演算手段と、この
パラメータを第２の造影剤濃度−時間特性を用いて補正
するパラメータ補正手段とを備えたことを要部とするこ
とから、単一の造影剤濃度・時間特性のカーブ下面積を
血液量として採用するなどの従来手法とは異なり、造影
剤の注入量、注入速度の違いや患者の心機能の相違など
に影響され難い、より絶対値に近い血液量などのパラメ
ータ（ファンクショナル・パラメータ）を簡単な処理で
算出できる。これにより、診断に最も欲しいファンクシ
ョナル・パラメータを容易に提供でき、診断労力の軽減
及び診断精度の向上を図ることができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】この発明の実施例に係る画像処理装置及びこれ
に接続されたＭＲＩシステムの構成例を示すブロック
図。

【図２】ＭＲＩシステムにより収集される、時系列のダ
イナミックスキャン画像を示す模式図。

【図３】第１実施例におけるパーフュージョン・プロセ
ッサの処理例を示すフローチャート。

【図４】ＲＯＩの設定位置の例を示す説明図。

【図５】脳における組織のＴＩＣ曲線及びリファレンス
として静脈血のＴＩＣ曲線を示すグラフ。

【図６】（ａ）（ｂ）は第２実施例におけるＭＲＩのス
キャン位置及びそのスキャン画像上でのＲＯＩ設定位置
の例を示す説明図。

【図７】第２実施例における組織のＴＩＣ曲線及びリフ
ァレンスとして動脈血のＴＩＣ曲線を示すグラフ。

【図８】第３実施例におけるパーフュージョン・プロセ
ッサの処理例を示すフローチャート。

【図９】ＴＩＣ曲線の立上がり時間差及びその補正処理
を説明するグラフ。

【図１０】ＴＩＣ曲線の立上がり時間差に対する補正処
理の変形例を説明するグラフ。

【図１１】第４実施例におけるパーフュージョン・プロ
セッサの処理例を示すフローチャート。

【図１２】ＴＩＣ曲線のノイズデータに対する除去処理
を説明するグラフ。

【図１３】ＴＩＣ曲線のノイズデータに対する除去処理
の変形例を説明するグラフ。

【図１４】（ａ）（ｂ）は第５実施例に係るベース画像
の束ね処理を説明する時系列毎の説明図。

【図１５】第５実施例におけるパーフュージョン・プロ
セッサの処理例を示すフローチャート。

【図１６】（ａ）（ｂ）はピクセル位置毎のベース画像
の束ね処理を等価的に説明する説明図。

【図１７】第６実施例におけるパーフュージョン・プロ
セッサの処理例を示すフローチャート。

【図１８】（ａ）（ｂ）は第６実施例における解析範囲
の抽出処理を説明する説明図。

【図１９】第６実施例のイメージングモードでの表示例
を示す模式図。

【図２０】（ａ）〜（ｃ）は実施例に適用したパルスシ
ーケンスの例を示すフローチャート。

【図２１】（ａ）（ｂ）は従来の血液量の演算状況を説
明する説明図。

【符号の説明】

１ＭＲＩシステム２画像処理装置３０画像データ格納ユニット３１バス３２画像処理コントローラ３３パーフュージョン・プロセッサ３４メモリ・ユニット３５入力器３６ＴＶモニタ

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】造影剤を注入した被検体の同一診断部位
を経時的にスキャンしたことにより得た時系列データに
基づいて血流動態を表すパラメータを得る医用画像処理
装置において、上記診断部位における組織の上記時系列
データに基づいて第１の造影剤濃度・時間特性を作成す
る第１のＴＩＣ作成手段と、上記被検体の動脈血及び静
脈血の内の一方の上記時系列データに基づいて第２の造
影剤濃度−時間特性を作成する第２のＴＩＣ作成手段
と、上記第１のＴＩＣ作成手段が作成した第１の造影剤
濃度−時間特性のデータに基づいて上記診断部位の血流
動態を表すパラメータを演算するパラメータ演算手段
と、このパラメータ演算手段により演算されたパラメー
タを、上記第２のＴＩＣ作成手段により作成された第２
の造影剤濃度−時間特性を用いて補正するパラメータ補
正手段とを備えたことを特徴とする医用画像処理装置。
【請求項２】前記パラメータは血液量である請求項１
記載の医用画像処理装置。
【請求項３】前記パラメータ演算手段は、前記第１の
造影剤濃度−時間特性のカーブ下面積を積分演算で求め
る手段であり、前記パラメータ補正手段は、前記第２の
造影剤濃度−時間特性のカーブ下面積を積分演算で求め
る手段と、その積分演算値と上記パラメータ演算手段に
よる積分演算値との比を前記血液量として演算する手段
とを含む請求項２記載の医用画像処理装置。
【請求項４】前記第１及び第２のＴＩＣ作成手段が作
成した第１及び第２の造影剤濃度−時間特性間の立上が
り時間の遅延を補正した積分範囲を決め、その積分範囲
を前記パラメータ演算手段及びパラメータ補正手段に付
与する積分範囲補正手段を付加した請求項３記載の医用
画像処理装置。
【請求項５】前記第１及び第２のＴＩＣ作成手段の少
なくとも一方は、造影剤注入前の診断部位の組織及び血
中の少なくとも一方の造影剤濃度を基準データとして採
用する手段であり、前記造影剤注入前に診断部位を複数
回スキャンした複数組のデータから上記組織及び血中の
少なくとも一方の造影剤濃度を平均して上記基準データ
とする基準データ設定手段を付加した請求項１記載の医
用画像処理装置。
【請求項６】前記第１及び第２のＴＩＣ作成手段の少
なくとも一方により作成された前記造影剤濃度−時間特
性について、前記造影剤が所定値未満しか注入されてい
ないときの前記造影剤濃度−時間特性のデータを削除す
るデータ削除手段を付加した請求項１記載の医用画像処
理装置。
【請求項７】前記時系列データは、前記第１及び第２
のＴＩＣ作成手段により作成される造影剤濃度−時間特
性に対応し、前記被検体の２か所の診断部位が個別にス
キャンされた画像データである請求項１記載の医用画像
処理装置。
【請求項８】前記時系列データは、磁気共鳴イメージ
ング装置によりスキャンされた画像データである請求項
１記載の医用画像処理装置。
【請求項９】前記画像データは、縦緩和の情報及びサ
セプタビリティ効果の情報を反映したデータであり、上
記画像データから造影剤濃度に変換し、この変換結果を
前記第１及び第２のＴＩＣ作成手段に付与するデータ変
換手段を付加した請求項８記載の医用画像処理装置。
【請求項１０】前記パラメータ補正手段により補正さ
れたパラメータを数値及びイメージの内の少なくとも一
方の態様で表示する表示手段を付加した請求項１記載の
医用画像処理装置。