JP5105786B2

JP5105786B2 - 磁気共鳴イメージング装置および画像処理装置

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Publication number: JP5105786B2
Application number: JP2006188284A
Authority: JP
Inventors: 伸保市之瀬
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2006-07-07
Filing date: 2006-07-07
Publication date: 2012-12-26
Anticipated expiration: 2026-07-07
Also published as: EP1876464A2; CN101099672A; JP2008012172A; CN101099672B; EP1876464A3; US20080007264A1; US7701210B2; EP1876464B1

Description

本発明は、拡散強調画像法（diffusion weighted imaging）により得られる拡散強調画像（以下、ＤＷＩ画像と称する）および拡散係数（apparent diffusion coefficient）画像（以下、ＡＤＣ画像と称する）を生成する磁気共鳴イメージング装置およびＤＷＩ画像およびＡＤＣ画像を取り扱う画像処理装置に関する。

磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、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。

拡散強調画像法はこの磁気共鳴イメージングの分野における撮像法の１つであり、組織内における水分子の拡散の様子（速さや方向など）を表したＤＷＩ画像を得る。ＤＷＩ画像は、体幹部などで腫瘍の判別に用いられ、他の撮像に比べて高感度で高コントラストであるという利点がある。なお、この拡散強調画像法は、非特許文献１乃至非特許文献３によって知られている。

しかしながらＤＷＩ画像では、Ｔ２値が大きい組織は、腫瘍でなくても高信号で描出される特徴（いわゆるT2 shine-through）があり（非特許文献４を参照）、読影には注意が必要である。また、ＤＷＩ画像をＭＩＰ（maximum intensity projection）処理する場合には、高信号の正常組織に腫瘍が隠れてしまう場合がある。さらに、ｂ値の異なるＤＷＩ画像から作成されるＡＤＣ画像にてＡＤＣ値を計測することにより、腫瘍との判別がある程度可能ではあるが、ＡＤＣ値は見かけの拡散係数であり絶対的な値ではないためＡＤＣ値だけでは判断できないこと、ＡＤＣ画像だけでは組織自体の判断がわかりづらいこと、ＤＷＩとＡＤＣとは別々の画像であるために両者を見比べるのには手間がかかる、といった不具合があった。
Le Bihan D, MRM 19(2):221-227 (1991) Takahara T, Radiat Med 22(4):275-282 (2004) 西村恒彦他, diffusion・perfusion MRI一望千里, メジカルビュー社, 2006 Burdette JH, Radiology 212:333-339(1999)

上述したように、ＤＷＩ画像であっても、ＡＤＣ画像であっても、個別の画像だけでは正確な読影が困難であった。

ＤＷＩ画像とＡＤＣ画像とを見比べることでより正確な読影が可能になるが、ＤＷＩ画像とＡＤＣ画像とは別々の画像であるために両者を見比べるのには手間がかかるという不具合があった。

本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、読影をより正確に行えるように補助することにある。

以上の目的を達成するために本発明は、被検体から放射される磁気共鳴信号に基づいて拡散強調画像を生成する手段と、前記拡散強調画像における拡散係数の分布を表した拡散係数画像を生成する手段と、前記拡散係数画像に対して閾値処理する閾値処理手段と、腫瘍である可能性がある領域とT2 shine-throughである可能性がある領域とを区別するために、前記拡散強調画像と閾値処理した前記拡散係数画像とに基づいて、前記拡散強調画像のうちで拡散係数が閾値未満である領域を他の領域に対して際立たせて表した読影用画像を生成する読影用画像生成手段とを磁気共鳴イメージング装置に備えた。

前記の目的を達成するために本発明は、被検体から放射される磁気共鳴信号に基づいて生成された拡散強調画像における拡散係数の分布を表した拡散係数画像を生成する手段と、前記拡散係数画像に対して閾値処理する閾値処理手段と、腫瘍である可能性がある領域とT2 shine-throughである可能性がある領域とを区別するために、前記拡散強調画像と閾値処理した前記拡散係数画像とに基づいて、前記拡散強調画像のうちで拡散係数が閾値未満である領域を他の領域に対して際立たせて表した読影用画像を生成する読影用画像生成手段を画像処理装置に備えた。

本発明によれば、読影をより正確に行えるように補助することができる。

以下、図面を参照して本発明の実施形態について説明する。

図１は本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）の構成を示す図である。この図１に示すＭＲＩ装置は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御部５、ＲＦコイルユニット６ａ，６ｂ，６ｃ、送信部７、選択回路８、受信部９および計算機システム１０を具備する。

静磁場磁石１は、中空の円筒形をなし、内部の空間に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石１としては、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。

傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形をなし、静磁場磁石１の内側に配置される。傾斜磁場コイル２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸に対応する３種のコイルが組み合わされている。傾斜磁場コイル２は、上記の３種のコイルが傾斜磁場電源３から個別に電流供給を受けて、磁場強度がＸ，Ｙ，Ｚの各軸に沿って傾斜する傾斜磁場を発生する。なお、Ｚ軸方向は、例えば静磁場と同方向とする。Ｘ，Ｙ，Ｚ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およびリードアウト用傾斜磁場Ｇrにそれぞれ対応される。スライス選択用傾斜磁場Ｇsは、任意に撮影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。

被検体Ｐは、寝台４の天板４ａに載置された状態で傾斜磁場コイル２の空洞（撮影口）内に挿入される。寝台４は、寝台制御部５により駆動され、天板４ａをその長手方向（図１中における左右方向）および上下方向に移動する。通常、この長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように寝台４が設置される。

ＲＦコイルユニット６ａは、１つまたは複数のコイルを円筒状のケースに収容して構成される。ＲＦコイルユニット６ａは、傾斜磁場コイル２の内側に配置される。ＲＦコイルユニット６ａは、送信部７から高周波パルス（ＲＦパルス）の供給を受けて、高周波磁場を発生する。

ＲＦコイルユニット６ｂ，６ｃは、天板４ａ上に載置されたり、天板４ａに内蔵されたり、あるいは被検体Ｐに装着される。そして撮影時には、被検体Ｐとともに傾斜磁場コイル２の空洞内に挿入される。ＲＦコイルユニット６ｂ，６ｃとしては、アレイコイルが利用される。すなわちＲＦコイルユニット６ｂ，６ｃは、それぞれ複数の要素コイルを備える。ＲＦコイルユニット６ｂ，６ｃに備えられた要素コイルはそれぞれ、被検体Ｐから放射される磁気共鳴信号を受信する。要素コイルのそれぞれの出力信号は、個別に選択回路８に入力される。受信用のＲＦコイルユニットは、ＲＦコイルユニット６ｂ，６ｃに限らず、様々なタイプのものが任意に装着可能である。また受信用のＲＦコイルユニットは、１つまたは３つ以上が装着されても良い。

送信部７は、発振部、位相選択部、周波数変換部、振幅変調部および高周波電力増幅部を有している。発振部は、静磁場中における対象原子核に固有の共鳴周波数の高周波信号を発生する。位相選択部は、上記高周波信号の位相を選択する。周波数変換部は、位相選択部から出力された高周波信号の周波数を変換する。振幅変調部は、周波数変調部から出力された高周波信号の振幅を例えばシンク関数に従って変調する。高周波電力増幅部は、振幅変調部から出力された高周波信号を増幅する。そしてこれらの各部の動作の結果として送信部７は、ラーモア周波数に対応するＲＦパルスをＲＦコイルユニット６ａに供給する。

選択回路８は、ＲＦコイルユニット６ｂ，６ｃから出力される多数の磁気共鳴信号のうちのいくつかを選択する。そして選択回路８は、選択した磁気共鳴信号を受信部９へ与える。どのチャネルを選択するかは、計算機システム１０から指示される。

受信部９は、前段増幅器、位相検波器およびアナログディジタル変換器を有する処理系を複数チャネル備えている。これら複数チャネルの処理系へは、選択回路８が選択する磁気共鳴信号がそれぞれ入力される。前段増幅器は、磁気共鳴信号を増幅する。位相検波器は、前置増幅器から出力される磁気共鳴信号の位相を検波する。アナログディジタル変換器は、位相検波器から出力される信号をディジタル信号に変換する。受信部９は、各処理系により得られるディジタル信号をそれぞれ出力する。

計算機システム１０は、インタフェース部１１、データ収集部１２、再構成部１３、記憶部１４、表示部１５、入力部１６および制御部１７を有している。

インタフェース部１１には、傾斜磁場電源３、寝台制御部５、送信部７、受信部９および選択回路８等が接続される。インタフェース部１１は、これらの接続された各部と計算機システム１０との間で授受される信号の入出力を行う。

データ収集部１２は、受信部９から出力されるディジタル信号を収集する。データ収集部１２は、収集したディジタル信号、すなわち磁気共鳴信号データを、記憶部１４に格納する。

再構成部１３は、記憶部１４に記憶された磁気共鳴信号データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成を実行し、被検体Ｐ内の所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを求める。再構成部１３は、ＤＷＩ画像を生成する機能を備える。

記憶部１４は、磁気共鳴信号データと、スペクトラムデータあるいは画像データとを、患者毎に記憶する。

表示部１５は、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を制御部１７の制御の下に表示する。表示部１５としては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。

入力部１６は、オペレータからの各種指令や情報入力を受け付ける。入力部１６としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に利用可能である。

制御部１７は、図示していないＣＰＵやメモリ等を有しており、本実施形態のＭＲＩ装置を総括的に制御する。制御部１７は、ＡＤＣ画像、低ＡＤＣ値領域画像（低領域画像）、読影用画像およびＭＩＰ画像を生成する機能を備える。

以上が本実施形態に係るＭＲＩ装置の構成である。本実施形態における特徴は、ＤＷＩ撮像を行った場合における画像処理にある。そこで以下に、この画像処理について詳細に説明する。

（第１の実施形態）
図２は第１の実施形態における制御部１７の処理手順を示すフローチャートである。

ＤＷＩ法を使用した診断を実行する必要が生じたならば制御部１７は、図２に示す処理を開始する。

ステップＳａ１において制御部１７は、ＤＷＩ撮像を行うように各部を制御する。このＤＷＩ撮像は、従来より行われている方法により行うことができる。そしてこのＤＷＩ撮像のなかで、再構成部１３によって複数スライス分のＤＷＩ画像が生成される。図３はＤＷＩ画像の一例を示す図である。ステップＳａ２において制御部１７は、ＤＷＩ画像のそれぞれに関するＡＤＣ画像を生成する。このＡＤＣ画像の生成も、従来より行われている方法により行うことができる。ＡＤＣ画像は、ＤＷＩ画像における各画素の見かけの拡散係数を画素値として持つ画素を配列した画像である。なおＤＷＩ画像において有意な情報を有していない画素（被検体Ｐの外の領域に対応する画素など）に対応するＡＤＣ画像の画素は、画素値が「０」にされる。図４はＡＤＣ画像の一例を示す図である。

ステップＳａ３において制御部１７は、閾値を設定する。ここで設定する閾値は、操作者により指定される値としても良いし、デフォルトの値としても良い。ステップＳａ４において制御部１７は、高いＡＤＣ値を閾値処理してＡＤＣ画像を２値化する。すなわち制御部１７は、閾値以上である画素値を「０」に、閾値未満である画素値を「１」にそれぞれ置き換えることにより、ＡＤＣ画像を２値化する。ただし、もともと「０」である画素値は、そのまま「０」とする。図５はここで得られる２値画像の一例を示す図である。ただし、もともと「０」である画素値をそのまま「０」とする処置を行わずに、単純に２値化することも可能である。

ステップＳａ５において制御部１７は、画素値が「１」である画素に対して、例えば「赤」などのカラー情報を割り付けて、低領域画像を生成する。すなわち低領域画像は、ＡＤＣ値が閾値未満である領域のみにカラー情報を持った画像となる。ステップＳａ６において制御部１７は、ＤＷＩ画像に低領域画像を重ねることによって読影用画像を生成する。具体的には例えば、低領域画像においてカラー情報を持つ各画素は、当該カラー情報が表す色で、かつＤＷＩ画像における画素値に応じた画素値を持つ画素とし、低領域画像における画素値が「０」である各画素は、ＤＷＩ画像における画素値に応じた画素値を持つ白黒画素とする。制御部１７は、ステップＳａ４乃至ステップＳａ６の処理を、ＤＷＩ撮像を行った複数のスライスのそれぞれに関して行う。従って、複数の読影用画像が生成される。

ステップＳａ７において制御部１７は、複数の読影用画像のうちで操作者により選択された１つまたは複数を表示部１５に表示させる。制御部１７は、操作者の指示に応じて表示させる読影用画像を変更する。複数の読影用画像の全てを並べて表示部１５にて表示するようにしても良い。

このように読影用画像を表示した状態で制御部１７はステップＳａ８およびステップＳａ９において、閾値の変更が指定されるか、あるいは読影用画像の確定が指示されるのを待ち受ける。この待ち受け状態にあるときに操作者が入力部１６にて閾値の変更を指定する操作を行ったならば、制御部１７はステップＳａ８からステップＳａ１０へ進む。

ステップＳａ１０において制御部１７は、操作者の指示に応じて閾値を再設定する。そしてこののちに制御部１７は、ステップＳａ１０からステップＳａ４へ戻り、ステップＳａ４以降を再度実行する。すなわち制御部１７は、再設定した閾値を使用して読影用画像を生成し直す。

ステップＳａ８およびステップＳａ９の待ち受け状態にあるときに操作者が入力部１６にて読影用画像の確定を指示したならば、制御部１７はステップＳａ９からステップＳａ１１へ進む。ステップＳａ１１において制御部１７は、最も新しく生成された読影用画像を保存する。ここでの読影用画像の保存先は、記憶部１４であっても良いし、外部の画像サーバなどであっても良い。

図６は読影用画像の一例を示す図である。図６は白黒で表しているために分かりづらいが、図６において図５に示した２値画像において白く示される領域に相当する領域は、例えば赤く着色されている。例えば円Ｃ１の中に存在する高画素値の領域は着色されているが、円Ｃ２，Ｃ３の中にそれぞれ存在する高画素値の領域は着色されていない。そして、図６に示した画像における画素値はＤＷＩ画像の画素値に対応し、着色の有無はＡＤＣ値が閾値未満であるか否かを表す。腫瘍は、ＤＷＩ画像における画素値が大きく、かつＡＤＣ値が小さくなるので、円Ｃ１の中に存在する領域のように高画素値でかつ着色された領域が腫瘍である可能性がある。これに対してT2 shine-throughは、ＤＷＩ画像における画素値が大きいが、ＡＤＣ値も大きくなるので、円Ｃ２，Ｃ３の中に存在する領域のように高画素値であるが着色されない領域がT2 shine-throughである可能性がある。このように第１の実施形態で生成される読影用画像によれば、ＤＷＩ画像が持つ情報とＡＤＣ画像が持つ情報とを同時に確認しながら読影を行うことが可能であるので、読影を正確かつ簡易に行えるように支援することができる。

また第１の実施形態では、閾値を操作者が任意に設定することができるため、患者や撮像条件などによってＡＤＣ値が変化しても、それに対応して最適な閾値を設定することができる。

また第１の実施形態では、閾値が変更された場合には、その変更された閾値を用いての読影用画像の生成を自動的に行って、表示する読影用画像も更新するため、操作者は読影用画像を確認しながら適切な閾値を設定することが可能となる。

（第２の実施形態）
図７は第２の実施形態における制御部１７の処理手順を示すフローチャートである。

ＤＷＩ法を使用した診断を実行する必要が生じたならば制御部１７は、図７に示す処理を開始する。

ステップＳｂ１において制御部１７は、ＤＷＩ撮像を行うように各部を制御する。このＤＷＩ撮像は、従来より行われている方法により行うことができる。そしてこのＤＷＩ撮像のなかで、再構成部１３によって複数スライス分のＤＷＩ画像が生成される。ステップＳｂ２において制御部１７は、ＤＷＩ画像のそれぞれに関するＡＤＣ画像を生成する。このＡＤＣ画像の生成も、従来より行われている方法により行うことができる。

ステップＳｂ３において制御部１７は、閾値を設定する。ここで設定する閾値は、操作者により指定される値としても良いし、デフォルトの値としても良い。ステップＳｂ４において制御部１７は、低いＡＤＣ値を閾値処理してＡＤＣ画像を２値化する。すなわち制御部１７は、閾値以上である画素値を「１」に、閾値未満である画素値を「０」にそれぞれ置き換えることにより、ＡＤＣ画像を２値化する。図８はここで得られる２値画像の一例を示す図である。

ステップＳｂ５において制御部１７は、ステップＳｂ４で得られた２値化画像を使用してＤＷＩ画像をマスク処理することによって読影用画像を生成する。具体的には、上記の２値化画像において画素値が「１」である画素に相当するＤＷＩ画像の画素の画素値を「０」に置き換える。上記の２値化画像において画素値が「０」である画素に相当するＤＷＩ画像の画素の画素値は変更しない。図９は読影用画像の一例を示す図である。制御部１７は、ステップＳｂ４およびステップＳｂ５の処理を、ＤＷＩ撮像を行った複数のスライスのそれぞれに関して行う。従って、複数の読影用画像が生成される。ステップＳｂ６において制御部１７は、上記の複数の読影用画像をＭＩＰ処理してＭＩＰ画像を生成する。図１０はＭＩＰ画像の一例を示す図である。

ステップＳｂ７において制御部１７は、ＭＩＰ画像および複数の読影用画像のうちで操作者により選択された１つまたは複数を表示部１５に表示させる。制御部１７は、操作者の指示に応じて表示させる読影用画像を変更する。ＭＩＰ画像および複数の読影用画像の全てを並べて表示部１５にて表示するようにしても良い。

このようにＭＩＰ画像や読影用画像を表示した状態で制御部１７はステップＳｂ８およびステップＳｂ９において、閾値の変更が指定されるか、あるいは読影用画像の確定が指示されるのを待ち受ける。この待ち受け状態にあるときに操作者が入力部１６にて閾値の変更を指定する操作を行ったならば、制御部１７はステップＳｂ８からステップＳｂ１０へ進む。

ステップＳｂ１０において制御部１７は、操作者の指示に応じて閾値を再設定する。そしてこののちに制御部１７は、ステップＳｂ１０からステップＳｂ４へ戻り、ステップＳｂ４以降を再度実行する。すなわち制御部１７は、再設定した閾値を使用して読影用画像およびＭＩＰ画像を生成し直す。

ステップＳｂ８およびステップＳｂ９の待ち受け状態にあるときに操作者が入力部１６にて読影用画像の確定を指示したならば、制御部１７はステップＳｂ９からステップＳｂ１１へ進む。ステップＳｂ１１において制御部１７は、最も新しく生成された読影用画像およびＭＩＰ画像を保存する。ここでの読影用画像およびＭＩＰ画像の保存先は、記憶部１４であっても良いし、外部の画像サーバなどであっても良い。

読影用画像およびＭＩＰ画像では、ＡＤＣ値が閾値以上である領域の画素については画素値「０」によってマスクされ、その他の領域の画素はＤＷＩ画像における画素値を持つ。このため、ＡＤＣ値が大きくなるT2 shine-throughは、画素値「０」によってマスクされる可能性が高いが、ＡＤＣ値が小さくなる腫瘍はマスクされずに残る。このため読影用画像では図９に示す円Ｃ４の中に存在する高画素値の領域のように、またＭＩＰ画像では図１０に示す円Ｃ５の中に存在する高画素値の領域のように、腫瘍に相当する可能性が高い領域が際立って表される。このように第２の実施形態で生成される読影用画像によれば、ＤＷＩ画像が持つ情報とＡＤＣ画像が持つ情報とを同時に確認しながら読影を行うことが可能であるので、読影を正確かつ簡易に行えるように支援することができる。

また第２の実施形態では、閾値を操作者が任意に設定することができるため、患者や撮像条件などによってＡＤＣ値が変化しても、それに対応して最適な閾値を設定することができる。

また第２の実施形態では、閾値が変更された場合には、その変更された閾値を用いての読影用画像およびＭＩＰ画像の生成を自動的に行って、表示する読影用画像およびＭＩＰ画像も更新するため、操作者は読影用画像やＭＩＰ画像を確認しながら適切な閾値を設定することが可能となる。

この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。

前記第１の実施形態において、複数の閾値を用いて複数群の読影用画像を生成しておき、操作者が指定した閾値に関する読影用画像を表示するようにしても良い。あるいは、この複数群の読影用画像を画像サーバなどに出力し、ビューワにおいて選択的に表示させるようにしても良い。

前記第２の実施形態において、複数の閾値を用いて複数群の読影用画像および複数のＭＩＰ画像を生成しておき、操作者が指定した閾値に関する読影用画像およびＭＩＰ画像を表示するようにしても良い。あるいは、この複数群の読影用画像および複数のＭＩＰ画像を画像サーバなどに出力し、ビューワにおいて選択的に表示させるようにしても良い。

前記第１の実施形態におけるステップＳａ２乃至ステップＳａ１１の処理またはステップＳａ３乃至ステップＳａ１１の処理を、ＭＲＩ装置から独立したコンピュータにおいて実行させることにより、ＭＲＩ装置で撮像されたＤＷＩ画像から前記第１の実施形態における読影用画像を生成する画像処理装置として実現することもできる。

前記第２の実施形態におけるステップＳｂ２乃至ステップＳｂ１１の処理またはステップＳｂ３乃至ステップＳｂ１１の処理を、ＭＲＩ装置から独立したコンピュータにおいて実行させることにより、ＭＲＩ装置で撮像されたＤＷＩ画像から前記第２の実施形態における読影用画像およびＭＩＰ画像を生成する画像処理装置として実現することもできる。

前記第２の実施形態において、ＭＩＰ画像の生成は省略することもできる。

読影用画像は、前記第１または第２の実施形態に示したものに限定されず、ＤＷＩ画像をＡＤＣ値が低い領域ほど際立たせて表した画像であれば、どのような画像であっても良い。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）の構成を示す図。図１中の制御部１７の第１の実施形態における処理手順を示すフローチャート。ＤＷＩ画像の一例を示す図。ＡＤＣ画像の一例を示す図。第１の実施形態における２値画像の一例を示す図。第１の実施形態における読影用画像の一例を示す図。図１中の制御部１７の第２の実施形態における処理手順を示すフローチャート。第２の実施形態における２値画像の一例を示す図。第２の実施形態における読影用画像の一例を示す図。ＭＩＰ画像の一例を示す図。

符号の説明

１…静磁場磁石、２…傾斜磁場コイル、３…傾斜磁場電源、４…寝台、５…寝台制御部、６ａ，６ｂ，６ｃ…ＲＦコイルユニット、７…送信部、８…選択回路、９…受信部、１０…計算機システム、１１…インタフェース部、１２…データ収集部、１３…再構成部、１４…記憶部、１５…表示部、１６…入力部、１７…制御部。

Claims

被検体から放射される磁気共鳴信号に基づいて拡散強調画像を生成する手段と、
前記拡散強調画像における拡散係数の分布を表した拡散係数画像を生成する手段と、
前記拡散係数画像に対して閾値処理する閾値処理手段と、
腫瘍である可能性がある領域とT2 shine-throughである可能性がある領域とを区別するために、前記拡散強調画像と閾値処理した前記拡散係数画像とに基づいて、前記拡散強調画像のうちで拡散係数が閾値未満である領域を他の領域に対して際立たせて表した読影用画像を生成する読影用画像生成手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
操作者により任意に指定された値を前記閾値として設定する設定手段をさらに備えることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記読影用画像生成手段は、前記操作者により前記閾値として新たな値が指定されたことに応じて、その新たな閾値を用いて前記読影用画像を新たに生成することを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記閾値処理手段は、前記閾値処理によって前記拡散係数が前記閾値未満である領域を表す低領域画像を生成し、
前記読影用画像生成手段は、前記拡散強調画像に前記低領域画像を合成して前記読影用画像を生成することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記読影用画像生成手段は、前記拡散係数が前記閾値未満である領域を他の領域に対して異なる色を付けた画像として前記読影用画像を生成することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記閾値処理手段は、前記拡散係数画像を前記閾値で２値化して前記低領域画像を生成し、
前記読影用画像生成手段は、前記低領域画像により前記拡散強調画像をマスクして前記読影用画像を生成することを特徴とする請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記読影用画像生成手段によって複数のスライスに関してそれぞれ生成される複数の読影用画像を最大値投影した最大値投影画像を生成する手段をさらに備えることを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記閾値処理手段は、複数の閾値を使用して複数の低領域画像を生成し、
前記読影用画像生成手段は、前記拡散強調画像に複数の前記低領域画像をそれぞれ合成して複数の読影用画像を生成することを特徴とする請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
被検体から放射される磁気共鳴信号に基づいて生成された拡散強調画像における拡散係数の分布を表した拡散係数画像を生成する手段と、
前記拡散係数画像に対して閾値処理する閾値処理手段と、
腫瘍である可能性がある領域とT2 shine-throughである可能性がある領域とを区別するために、前記拡散強調画像と閾値処理した前記拡散係数画像とに基づいて、前記拡散強調画像のうちで拡散係数が閾値未満である領域を他の領域に対して際立たせて表した読影用画像を生成する読影用画像生成手段を備えたことを特徴とする画像処理装置。