圖像處理裝置和磁共振成像裝置的制作方法

專利名稱：圖像處理裝置和磁共振成像裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及根據(jù)為了醫(yī)療領(lǐng)域的診斷而收集到的3維體數(shù)據(jù)(volume data)生成投影圖像數(shù)據(jù)和參數(shù)圖像數(shù)據(jù)的圖像處理裝置和磁共振成像裝置。
背景技術(shù)：
作為醫(yī)療領(lǐng)域中的圖像診斷法之一，有磁共振成像(MRI :Magnetic Resonance Imaging)。磁共振成像是用拉莫爾頻率的RF (radio freqency 射頻)信號對處于靜磁場中的被檢體的原子核自旋進行磁激勵，根據(jù)伴隨著該激勵所產(chǎn)生的MR信號而重構(gòu)圖像的攝影方法。在磁共振成像中的成像法中，有一種擴散成像。擴散成像是對增強了水分子等粒子因熱產(chǎn)生布朗運動而散亂的擴散效果的擴散強調(diào)圖像(DWI diffusion weighted image)進行攝影。由于該擴散成像在腦梗塞的早期診斷中有用，所以引人注目。另外，在神經(jīng)纖維的各向異性的檢測、以及相反利用了各向異性的神經(jīng)纖維描繪等的腦神經(jīng)領(lǐng)域中， 擴散成像作為擴散張量成像(DTI diffusion tensor imaging)而正在發(fā)展。進而，近年來，磁共振成像的適用范圍已經(jīng)擴展到全身區(qū)域，使得能夠應(yīng)用于癌的篩查等。在擴散成像中，使用了增強了因擴散而產(chǎn)生的MR信號衰減而伴隨著MPG (Motion Probing Gradient)脈沖的施加的脈沖序列。最簡單地可以如公式(1)那樣表示因擴散而產(chǎn)生的信號強度S。S = S0exp(_b · ADC)......(1)其中，在公式⑴中，b[s/mm2]是表示因擴散產(chǎn)生的信號衰減的程度的傾斜磁場因子，ADC (Apparent Diffusion Coefficient)是擴散的程度，&是傾斜磁場因子b = 0時的
信號強度。在擴散成像的一般臨床應(yīng)用中，作為簡便的方法，大多施加一個方向的MPG脈沖， 只使用設(shè)置為b = 1000左右而攝影的DWI、以及b = 0的作為基礎(chǔ)的圖像的1組圖像進行診斷。另外，通常，由于設(shè)置為回波時間TE(echo time) > 60ms左右，所以b = 0的作為基礎(chǔ)的圖像為具有增強了橫緩和時間(T2)的不同的對比度的T2增強圖像(T2W :T2weighted image)0但是，DWI是作為基礎(chǔ)的(b = 0的)圖像的對比度由于擴散而變化了的圖像。因此，在DWI中不只混合了由于擴散而變化了的成分，還混合了由于Tl (縱緩和時間)和T2 而變化了的成分。另一方面，在b = 0的T2W中，病組織具有比周圍的正常組織高的信號的情況很多。已知在這樣的情況下，在DWI中，會產(chǎn)生以下的所謂的T2Shine through現(xiàn)象 即使信號強度因擴散而降低，病組織相對于周圍的正常組織仍然是高信號。另外，在施加了一個方向的MPG脈沖的情況下，DffI是具有依存于神經(jīng)纖維和MPG脈沖的施加方向的對比度的圖像。即，MPG脈沖的施加方向和神經(jīng)纖維的走向越是平行，則信號強度越是因擴散而降低。因此，有醫(yī)生因T2shine through和DWI中的對比度的MPG的方向依存性而產(chǎn)生讀圖錯誤的問題。因此，廣泛使用了以下的方法攝影b = 0的T2W、在至少3個方向上改變了 MPG使得在空間上各向同性的DWI，只求出作為不依存于坐標系的參數(shù)的traceADC的ADC圖像。 另外，根據(jù)需要，還進行上述的DTI。DTI用于使用b = 0的T2W和至少在6個方向上改變了 MPG而攝影了的DWI，不只求出traceADC，還求出作為表示神經(jīng)纖維的各向異性的參數(shù)的 FA(Fractional Anisotropy)等參數(shù)的定量值圖像而用于診斷。特別在通過擴散成像進行癌的篩查的情況下，需要根據(jù)全身等廣范圍的體數(shù)據(jù)全體作成定量圖像(例如參考非專利文獻1)。通常，由于癌的候選部分的擴散相對于正常組織小(即ADC小)，所以在DWI中， 癌的候選部分相對于正常組織為高信號。另一方面，在全身臟器的癌的篩查中，能夠得到大量的體數(shù)據(jù)。因此，通過對DWI進行最大值投影(MIP:Maximum Intensity Projection)處理，來對圖像數(shù)據(jù)進行壓縮。所以，大多顯示壓縮了的圖像信息用于診斷。另外，在將擴散成像適用于體干部分的癌的篩查的情況下，由于脂肪的ADC小，所以如果將通過通常的處理得到的DWI用于診斷，則有將脂肪誤診為癌的可能性。因此，在體干部分的癌的篩查中，在同時利用脂肪抑制來預(yù)先降低脂肪信號的基礎(chǔ)上，進行DWI的收集。可以認為在同時利用了脂肪抑制的情況下，脂肪以外的正常組織的T2值短，并且ADC 也大，因此在DWI上的低信號的部分中存在癌組織的概率小，能夠看作為正常部分。另外，在醫(yī)生對根據(jù)DWI作成的ADC圖像進行讀圖的情況下，還使DWI上的高信號部分與ADC圖像對應(yīng)，進行重點診斷。對于癌和正常部分的對比度，有DWI容易比ADC圖像大的傾向。這是因為在DWI中有因T2造成的對比度的相乘效果。圖11是表示通過現(xiàn)有的磁共振成像得到的體干部分的擴散臨床例子的胰臟癌肝轉(zhuǎn)移(pancreatic cancer and liver metastasis)的 T2 增強圖像(T2W)的圖，圖 12 是表示通過現(xiàn)有的磁共振成像得到的圖11所示的胰臟癌肝轉(zhuǎn)移的擴散增強圖像(DWI)的圖，圖 13是表示通過現(xiàn)有的磁共振成像得到的圖11所示的胰臟癌肝轉(zhuǎn)移的ADC圖像的圖。根據(jù)圖11的T2W(b = 0)，可以確認箭頭所示的癌部分與周圍的正常組織相比，是稍微高的信號。這表示癌部分的T2值長。另外，在圖12的DWI(b = 1000)上，可以確認出用比T2W上還高的信號描繪出箭頭所示的癌部分。相反，在圖13的ADC圖像上，可以確認出箭頭所示的癌部分的信號為低值。另外，根據(jù)圖12和圖13，可知癌部分相對于正常組織的對比度差與ADC圖像相比，DffI的一方大。圖14是模式地表示擴散成像中的正常組織和癌部分各自的傾斜磁場因子b的值所對應(yīng)的信號強度變化的圖。在圖14中，橫軸表示傾斜磁場因子b[SeC/mm2]，縱軸表示信號強度(Signal htensity)。另外，圖14中的實線表示正常組織(normal tissue)中的與傾斜磁場因子b 的值對應(yīng)的信號強度的變化，虛線表示癌部分(tumor)中的與傾斜磁場因子b的值對應(yīng)的信號強度的變化。如圖14所示，癌部分與正常組織相比，有b = 0的信號強度大，并且相對于b的增力口，衰減小的性質(zhì)。因此，與b = 0的T2W中的癌部分與正常組織的信號強度差相比，b = 1000的DWI中的癌部分與正常組織的信號強度差大。其結(jié)果是可以理解為DWI與T2W相比，癌的檢測靈敏度高。非專禾U 文獻 1 Takahara T, Imai Y, Yamashita T, Yasuda S, Nasu S, Van Cauteren Μ. Diffusion weighted whole body imaging with background body signal suppression(DffIBS) :technical improvement using free breathing, STIR and high resolution 3D display. Radiat Med. 2004 Jul Aug ;22 (4) :275-82.但是，在ADC圖像中，癌的候選部位為低信號，并且與周圍的正常組織的對比度差比DWI小。因此，不進行對ADC圖像的MIP處理和最小值投影(MinIP minimum intensity projection)等向2維面的投影處理。因此，即使作成ADC圖像，醫(yī)生也只能以切片單位進行讀圖。因此，ADC圖像的讀圖非常消耗醫(yī)生的勞力。另一方面，在DWI中作為高信號部分檢測出的癌的候選部位中設(shè)置關(guān)注區(qū)域 (R0I :region of interest)，數(shù)值化對DWI進行診斷。但是，有將醫(yī)生的隨意性加入到ROI 的設(shè)置中的可能性。另外，醫(yī)生只能作為ROI全體的平均值來掌握癌的候選部位的數(shù)值信息。因此，有容易產(chǎn)生癌的漏診的問題。在這樣的背景下，利用了 ADC圖像的全身臟器的診斷的現(xiàn)狀是與認識到其重要性無關(guān)地對腦的診斷等并沒有一般化。因此，有可能對癌診斷中的特征積累產(chǎn)生障礙。另外，這樣的問題并不只限于MRI，在各種圖像診斷裝置中，對攝影了的診斷圖像是共通的。即，醫(yī)生需要對大量的圖像信息進行讀圖的結(jié)果是不只是對診斷效率和診斷效果的提高，還有可能對診斷方法自身的采用產(chǎn)生障礙。作為其具體例子，如上所述，可以列舉以下的情況在處理大量的體數(shù)據(jù)的MRI的全身的擴散成像中，不只是DWI，還要求出 ADC、FA等各種參數(shù)的定量值。另外，生成大量的圖像信息也有造成信息處理量的增加的問題。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明就是為了對應(yīng)現(xiàn)有技術(shù)的問題而提出的，其目的在于提供一種能夠通過對供給診斷用的ADC、FA等圖像信息進行選擇或壓縮，來降低醫(yī)生的讀圖負擔(dān)，進而提高診斷效率和診斷效果的圖像處理裝置和磁共振成像裝置。另外，本發(fā)明的另一個目的在于提供一種能夠以更少的信息處理量將ADC、FA等圖像信息供給診斷用的圖像處理裝置和磁共振成像裝置。本發(fā)明的圖像處理裝置為了達到上述目的，如權(quán)利要求1所記載的那樣，其特征在于包括存儲擴散增強圖像數(shù)據(jù)的存儲單元；在上述擴散增強圖像數(shù)據(jù)中，確定計算對象區(qū)域的確定單元；根據(jù)上述擴散增強圖像數(shù)據(jù)，針對上述計算對象區(qū)域計算擴散系數(shù)和作為擴散各向異性的指標的各向異性比率的至少一個的計算單元；顯示通過上述計算單元計算出的上述擴散系數(shù)和上述各向異性比率的至少一個的顯示單元。另外，本發(fā)明的磁共振成像裝置為了達到上述目的，如權(quán)利要求10所記載的那樣，其特征在于包括收集擴散增強圖像數(shù)據(jù)的數(shù)據(jù)收集單元；在上述擴散增強圖像數(shù)據(jù)中，確定計算對象區(qū)域的確定單元；根據(jù)上述擴散增強圖像數(shù)據(jù)，針對上述計算對象區(qū)域計算擴散系數(shù)和作為擴散各向異性的指標的各向異性比率的至少一個的計算單元；顯示通過上述計算單元計算出的上述擴散系數(shù)和上述各向異性比率的至少一個的顯示單元。在本發(fā)明的圖像處理裝置和磁共振成像裝置中，通過對供給診斷用的ADC、FA等圖像信息進行選擇或壓縮，能夠降低醫(yī)生的讀圖負擔(dān)，進而提高診斷效率和診斷效果。另外，在本發(fā)明的圖像處理裝置和磁共振成像裝置中，能夠以更少的信息處理量將ADC、FA等圖像信息供給診斷用。


圖1是本發(fā)明的實施例1的磁共振成像裝置的結(jié)構(gòu)圖。圖2是圖1所示的磁共振成像裝置的計算機的功能框圖。圖3是表示在圖1所示的磁共振成像裝置中使用的DWI序列的圖。圖4是表示圖2所示的圖像處理裝置中的圖像處理的流程的流程圖。圖5是表示在圖2所示的圖像處理裝置中作成的ADC圖像和投影ADC圖像的關(guān)系的圖。圖6是表示將在圖2所示的圖像處理裝置中作成的圖像顯示在顯示裝置中的例子的圖。圖7是本發(fā)明的實施例2的磁共振成像裝置所具備的圖像處理裝置的功能框圖。圖8是表示圖7所示的圖像處理裝置中的圖像處理的流程的流程圖。圖9是表示在圖7所示的圖像處理裝置中作成的ADC圖像和投影ADC圖像的關(guān)系的圖。圖10是使用了本發(fā)明的圖像處理裝置的圖像診斷系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)圖。圖11是通過現(xiàn)有的磁共振成像得到的體干部分的擴散臨床例子的胰臟癌肝轉(zhuǎn)移 (pancreatic cancer and liver metastasis) ^ T2(T2W)。圖12是通過現(xiàn)有的磁共振成像得到的圖11所示的胰臟癌肝轉(zhuǎn)移的擴散增強圖像 (DffI)。圖13是通過現(xiàn)有的磁共振成像得到的圖11所示的胰臟癌肝轉(zhuǎn)移的ADC圖像。圖14是模式地表示擴散成像中的正常組織和癌部分各自的傾斜磁場因子b的值所對應(yīng)的信號強度變化的圖。
具體實施例方式參考附圖，說明本發(fā)明的圖像處理裝置和磁共振成像裝置的實施例。(實施例1)(結(jié)構(gòu)和功能)圖1是本發(fā)明的實施例1的磁共振成像裝置的結(jié)構(gòu)圖。磁共振成像裝置20的結(jié)構(gòu)具備形成靜磁場的筒狀的靜磁場用磁鐵21，并且將設(shè)置在該靜磁場用磁鐵21的內(nèi)部的勻場線圈22、傾斜磁場線圈23和RF線圈M內(nèi)置在未圖示的架臺中。另外，在磁共振成像裝置20中，具備控制系統(tǒng)25?？刂葡到y(tǒng)25具備靜磁場電源 26、傾斜磁場電源27、勻場線圈電源觀、發(fā)送器四、接收器30、序列控制器31和計算機32。 控制系統(tǒng)25的傾斜磁場電源27具備X軸傾斜磁場電源27x、Y軸傾斜磁場電源27y和Z軸傾斜磁場電源27z。另外，在計算機32中，具備輸入裝置33、顯示裝置34、計算裝置35和存儲裝置36。靜磁場用磁鐵21與靜磁場電源沈連接，具有通過從靜磁場電源沈提供的電流在攝像區(qū)域中形成靜磁場的功能。另外，靜磁場用磁鐵21大多由超導(dǎo)線圈構(gòu)成，在勵磁時與靜磁場電源26連接而被供給電流，但一旦勵磁后，一般成為非連接狀態(tài)。另外，也有用永久磁鐵構(gòu)成靜磁場用磁鐵21，不設(shè)置靜磁場電源沈的情況。另外，在靜磁場用磁鐵21的內(nèi)側(cè)，在同一軸上設(shè)置筒狀的勻場線圈22。構(gòu)成為勻場線圈22與勻場線圈電源觀連接，從勻場線圈電源洲向勻場線圈22供給電流而使靜磁場均勻化。傾斜磁場線圈23具備X軸傾斜磁場線圈23x、Y軸傾斜磁場線圈23y和Z軸傾斜磁場線圈23z，在靜磁場用磁鐵21的內(nèi)部形成為筒狀。在傾斜磁場線圈23的內(nèi)側(cè)設(shè)置有臥臺37而成為攝像區(qū)域，將被檢體P設(shè)置在臥臺37上。RF線圈M也有不內(nèi)置在架臺中，而設(shè)置在臥臺37和被檢體P近旁的情況。另外，傾斜磁場線圈23與傾斜磁場電源27連接。傾斜磁場線圈23的X軸傾斜磁場線圈23x、Y軸傾斜磁場線圈23y和Z軸傾斜磁場線圈23z分別與傾斜磁場電源27的X 軸傾斜磁場電源27x、Y軸傾斜磁場電源27y和Z軸傾斜磁場電源27z連接。另外，通過從X軸傾斜磁場電源27x、Y軸傾斜磁場電源27y和Z軸傾斜磁場電源 27z分別向X軸傾斜磁場線圈23x、Y軸傾斜磁場線圈23y和Z軸傾斜磁場線圈23z供給的電流，在攝像區(qū)域中分別能夠形成X軸方向的傾斜磁場Gx、Y軸方向的傾斜磁場Gy、Z軸方向的傾斜磁場fe。RF線圈M與發(fā)送器四和接收器30連接。RF線圈M具有從發(fā)送器四接收高頻信號并發(fā)送到被檢體P的功能；接收因被檢體P內(nèi)部的原子核自旋的高頻信號所產(chǎn)生的激勵所伴隨產(chǎn)生的NMR信號并提供給接收器30的功能。另一方面，控制系統(tǒng)25的序列控制器31與傾斜磁場電源27、發(fā)送器四和接收器 30連接。序列控制器31具有存儲為了驅(qū)動傾斜磁場電源27、發(fā)送器四和接收器30所需要的控制信息，例如記述了應(yīng)該向傾斜磁場電源27施加的脈沖電流的強度、施加時間、施加定時等動作控制信息的序列信息的功能；通過依照所存儲的規(guī)定的序列而驅(qū)動傾斜磁場電源27、發(fā)送器四和接收器30，來產(chǎn)生X軸傾斜磁場Gx、Y軸傾斜磁場Gy、Z軸傾斜磁場 Gz和高頻信號的功能。另外，序列控制器31構(gòu)成為接收通過對接收器30的NMR信號的檢波和A/D變換所得到的復(fù)數(shù)數(shù)據(jù)的原始數(shù)據(jù)(raw data)并提供給計算機32。因此，發(fā)送器四具備根據(jù)從序列控制器31接收到的控制信息將高頻信號提供給 RF線圈M的功能，另一方面，接收器30具備通過對從RF線圈M接收到的NMR信號進行檢波，執(zhí)行所需要的信號處理，同時進行A/D變換，由此生成數(shù)字化了的作為復(fù)數(shù)數(shù)據(jù)的原始數(shù)據(jù)的功能；將所生成的原始數(shù)據(jù)提供給序列控制器31的功能。另外，通過由計算裝置35執(zhí)行保存在計算機32的存儲裝置36中的程序，而在計算機32中具備各種功能。但不只是程序，也可以設(shè)置特定的電路來構(gòu)成計算機32。圖2是圖1所示的磁共振成像裝置20的計算機32的功能框圖。計算機32通過程序而作為序列控制器控制部件40、k空間數(shù)據(jù)庫41、攝影條件設(shè)置部件42、圖像重構(gòu)部件43、實空間數(shù)據(jù)庫44、圖像處理裝置45發(fā)揮功能。圖像處理裝置 45具備標準化部件46、第一參數(shù)圖像作成部件47、掩模作成部件48、3D參數(shù)圖像作成部件 49、第二參數(shù)圖像作成部件50、參照圖像作成部件51、臨床數(shù)據(jù)庫52。序列控制器控制部件40具有根據(jù)來自輸入裝置33或其他構(gòu)成要素的信息，向序列控制器31提供脈沖序列而驅(qū)動控制的功能。特別地，序列控制器控制部件40能夠向序列控制器31提供任意的序列，收集T2W等圖像，另外還提供伴隨著MPG脈沖的施加的DWI 序列，執(zhí)行擴散成像。另外，序列控制器控制部件40具有從序列控制器31接收作為k空間數(shù)據(jù)的原始數(shù)據(jù)，并配置在形成在k空間數(shù)據(jù)庫41中的k空間(傅立葉空間)的功能。因此，在k空間數(shù)據(jù)庫41中，作為k空間數(shù)據(jù)保存有在接收器30中生成的各原始數(shù)據(jù)。攝影條件設(shè)置部件42具有作成DWI序列等脈沖序列作為攝影條件，并提供給序列控制器控制部件40的功能。圖像重構(gòu)部件43具有從k空間數(shù)據(jù)庫41取得k空間數(shù)據(jù)，實施傅立葉變換處理等圖像重構(gòu)處理，由此生成實空間的3維圖像數(shù)據(jù)作為體數(shù)據(jù)，將生成的體數(shù)據(jù)寫入到實空間數(shù)據(jù)庫44中的功能。因此，在實空間數(shù)據(jù)庫44中，保存有通過圖像重構(gòu)部件43生成的體數(shù)據(jù)，即通過掃描而收集到的體數(shù)據(jù)。另外，通過擴散成像得到的傾斜磁場因子b >0 的體數(shù)據(jù)為DWI體數(shù)據(jù)，作為傾斜磁場因子b = 0得到的體數(shù)據(jù)如果是TE > 80ms左右，則為T2W體數(shù)據(jù)。以下，說明傾斜磁場因子b = 0的作為基礎(chǔ)的體數(shù)據(jù)是T2W體數(shù)據(jù)的情況。通過調(diào)整DWI序列中的MPG脈沖的強度和施加時間，能夠控制傾斜磁場因子b的值。圖3是表示在圖1所示的磁共振成像裝置20中使用的DWI序列的圖。在圖3中，RF表示從RF線圈M向被檢體P發(fā)送的高頻信號和來自被檢體P的回波信號，MPG表示MPG脈沖，Gr表示讀出用傾斜磁場脈沖。圖3表示EPI (echo planar imaging)的DffI序列。即，在施加90度脈沖后，施加180度脈沖。另外，在施加90度脈沖后，在180度脈沖的前后，施加MPG脈沖。進而，在施加MPG脈沖后，施加讀出用傾斜磁場脈沖。這樣，從被檢體P得到回波信號。與要得到的傾斜磁場因子b的值對應(yīng)地如下式(2)那樣決定圖3所示的MPG脈沖的強度G、施加時間δ、從最初的MPG脈沖的施加開始到下一個MPG脈沖的施加開始的時間 Δ。b= \^G(t)dt)7dT = r2G202(A~S/3) (Z)傾斜磁場因子b越大，則能夠以更小的擴散作為相位的偏移進行圖像化。將傾斜磁場因子b的值設(shè)置為從50[s/mm2]到最多2000 [s/mm2]左右的值。例如，在要在腹部中檢測癌的情況下，將傾斜磁場因子b的值設(shè)置為從500[s/mm2]到2000[s/mm2]左右的值?？芍獮榱烁鶕?jù)公式⑵增大傾斜磁場因子b的值，可以增大MPG脈沖的強度G，或延長施加時間δ或從最初的MPG脈沖的施加開始到下一個MPG脈沖的施加開始的時間△。圖像處理裝置45具有將保存在實空間數(shù)據(jù)庫44中的體數(shù)據(jù)作為原始數(shù)據(jù)，作成具有相互不同的參數(shù)的定量的至少2種參數(shù)圖像供給診斷用的功能。作為一個例子，圖像處理裝置45構(gòu)成為根據(jù)DWI體數(shù)據(jù)，作成對DWI進行了 2維投影的投影DWI、分別對ADC圖像和FA圖像進行了 2維投影的投影ADC圖像和投影FA圖像。
用于作成投影ADC圖像和投影FA圖像的DWI體數(shù)據(jù)不一定必須是同種類的DWI體數(shù)據(jù)。例如，可以預(yù)先將傾斜磁場因子b的值不同的多種DWI體數(shù)據(jù)或MPG脈沖的施加方向不同的多種DWI體數(shù)據(jù)保存在實空間數(shù)據(jù)庫44中，由圖像處理裝置45根據(jù)多種DWI體數(shù)據(jù)作成投影ADC圖像和投影FA圖像。另外，作為ADC圖像，如果根據(jù)在3個以上方向上改變MPG而收集到的DWI，為了作成投影ADC圖像而求出不依存于座標系的traceADC圖像，則可以將不依存于方向的投影 ADC 圖像供給診斷用。在 P. J. Bassier et al. "A simplified method to measure the difussion tensor from MR images. "Magn. Reson. Med. 39 ;928 934(1998)中，記載了根據(jù)6軸方向的MPG求出的traceADC和FA的詳細。其中，如果使用全部的DWI體數(shù)據(jù)作成投影ADC圖像和投影FA圖像，則信息量非常大，因此在圖像處理裝置45中，具有選擇性地只使用對診斷有用的信息，作成投影ADC 圖像和投影FA圖像的功能。具體地說，在DWI中，相對于正常組織和空氣為低信號，癌的候選部分為高信號。 因此，為了在DWI中選擇性地抽出癌的候選部分，而設(shè)置信號強度的閾值，將超過閾值的范圍作為定量圖像的投影ADC圖像和投影FA圖像的計算對象。即，圖像處理裝置45具有作成用于在DWI體數(shù)據(jù)中決定作為投影ADC圖像和投影FA圖像的計算對象區(qū)域的癌候選部分的掩模的功能。因此，圖像處理裝置45的各構(gòu)成要素具備用于進行上述處理的各功能。標準化部件46具有從實空間數(shù)據(jù)庫44讀入DWI體數(shù)據(jù)和T2W體數(shù)據(jù)，進行標準化的功能；將標準化后的DWI體數(shù)據(jù)提供給第一參數(shù)圖像作成部件47、掩模作成部件48和 3D參數(shù)圖像作成部件49，將標準化后的T2W體數(shù)據(jù)提供給3D參數(shù)圖像作成部件49的功能。 通常，在MRI中收集的信號的強度與磁場強度、RF線圈M、被檢體P的大小、脈沖序列的種類等各種檢查條件對應(yīng)地，以檢查單位進行變化。因此，通過進行DWI體數(shù)據(jù)和T2W體數(shù)據(jù)的圖像值的標準化，能夠降低檢查單位中的信號強度的差。另外，標準化部件46構(gòu)成為從臨床數(shù)據(jù)庫52取得標準化所需要的數(shù)據(jù)。第一參數(shù)圖像作成部件47具有通過對從標準化部件46接收到的標準化后的 DffI體數(shù)據(jù)實施MIP處理，進行2維投影的功能。另外，第一參數(shù)圖像作成部件47具有將通過DWI體數(shù)據(jù)的2維投影作成的投影DWI圖像顯示在顯示裝置34上的功能。另外，第一參數(shù)圖像作成部件47還具有根據(jù)需要，保存投影DWI圖像上的數(shù)據(jù)的位置和DWI體數(shù)據(jù)上的位置的對應(yīng)信息的功能。掩模作成部件48具有通過判斷從標準化部件46接收到的標準化后的DWI體數(shù)據(jù)的信號強度是否位于由預(yù)先決定的閾值確定的范圍內(nèi)，而作成用于決定投影ADC圖像和投影FA圖像的計算對象的掩模的功能；將作成的掩模提供給3D參數(shù)圖像作成部件49的功能。另外，掩模作成部件48構(gòu)成為從臨床數(shù)據(jù)庫52取得作成掩模所需要的閾值或用于決定閾值的信息。另外，如果使用只通過閾值處理作成的掩模，決定投影ADC圖像和投影FA圖像的計算對象，則有可能存在以下這樣的部分，即由于噪聲的影響將疾病部分以外的無用部分抽出為投影ADC圖像和投影FA圖像的計算對象，相反與疾病部分內(nèi)無關(guān)地沒有抽出投影 ADC圖像和投影FA圖像的計算對象。為了防止它，也可以通過在閾值處理后利用放大縮小處理進行降低孤立點的處理，來作成掩模。即可以進行掩模的放大縮小處理，使得邊緣區(qū)域包含在投影ADC圖像和投影FA圖像的計算對象區(qū)域中。另外，也可以對閾值自身設(shè)置邊緣。3D參數(shù)圖像作成部件49具有使用從掩模作成部件48接收到的掩模，對從標準化部件46接收到的DWI體數(shù)據(jù)和T2W體數(shù)據(jù)進行掩模處理的功能；使用掩模處理后的DWI 體數(shù)據(jù)和T2W體數(shù)據(jù)，計算3維的ADC圖像和FA圖像的功能。另外，3D參數(shù)圖像作成部件 49構(gòu)成為將通過計算得到的ADC圖像提供給第二參數(shù)圖像作成部件50。第二參數(shù)圖像作成部件50通過對從3D參數(shù)圖像作成部件49取得的ADC圖像和 FA圖像實施MinIP處理、平均投影處理等2維投影處理，作成投影ADC圖像和投影FA圖像的功能；將作成的投影ADC圖像和投影FA圖像顯示在顯示裝置34上的功能。另外，第二參數(shù)圖像作成部件50還具有根據(jù)需要，保存投影ADC圖像和投影FA圖像上的數(shù)據(jù)各自的位置與作為體數(shù)據(jù)的ADC圖像和FA圖像上的各自的位置的對應(yīng)信息的功能。參照圖像作成部件51具有在從輸入裝置33接收到參照圖像的顯示指示的情況下，從實空間數(shù)據(jù)庫44讀入必要的數(shù)據(jù)，作成在由第一參數(shù)圖像作成部件47作成的投影 DffI圖像或由第二參數(shù)圖像作成部件50作成的投影ADC圖像和投影FA圖像上的與標記 (marking)處理對應(yīng)的位置上進行了標記的其他希望的參照圖像的功能；將作成的參照圖像顯示在顯示裝置34上的功能。另外，參照圖像作成部件51為了在參照圖像上求出應(yīng)該進行標記的位置，而能夠參照分別保存在第一參數(shù)圖像作成部件47和第二參數(shù)圖像作成部件50中的投影圖像和體圖像間的位置的對應(yīng)信息。進而，參照圖像作成部件51還具有根據(jù)需要，將希望的圖像重疊在由第一參數(shù)圖像作成部件47作成的投影DWI圖像或由第二參數(shù)圖像作成部件50作成的投影ADC圖像和投影FA圖像上的功能。在臨床數(shù)據(jù)庫52中，保存有標準化部件46的標準化處理所需要的數(shù)據(jù)、以及掩模作成部件48的掩模作成時所需要的閾值或用于決定閾值的參數(shù)、臨床數(shù)據(jù)等信息。(動作和作用)接著，說明磁共振成像裝置20的動作和作用。首先，通過執(zhí)行成像掃描，收集被檢體P的T2W體數(shù)據(jù)。另外，通過執(zhí)行擴散成像， 收集被檢體P的DWI體數(shù)據(jù)。即，預(yù)先將被檢體P設(shè)置到臥臺37上，在由靜磁場電源沈勵磁了的靜磁場用磁鐵21 (超導(dǎo)磁鐵)的攝像區(qū)域中形成靜磁場。另外，從勻場線圈電源觀向勻場線圈22提供電流，使在攝像區(qū)域中形成的靜磁場均勻。然后，如果從輸入裝置33向序列控制器控制部件40提供了被檢體P的診斷部位的T2W和DWI的收集指示，則序列控制器控制部件40從攝影條件設(shè)置部件42，將伴隨著MPG 脈沖施加的DWI序列作為DWI收集用，將任意的脈沖序列作為T2W收集用，取得并提供給序列控制器31。序列控制器31依照從序列控制器控制部件40接收到的脈沖序列，驅(qū)動傾斜磁場電源27、發(fā)送器四和接收器30，從而在設(shè)置有被檢體P的攝像區(qū)域中形成傾斜磁場， 同時RF線圈M產(chǎn)生高頻信號。因此，由RF線圈M接收通過被檢體P內(nèi)部的核磁共振產(chǎn)生的NMR信號，并提供給接收器30。接收器30從RF線圈M接收NMR信號，在執(zhí)行了必要的信號處理后，通過A/D 變換，生成作為數(shù)字數(shù)據(jù)的NMR信號的原始數(shù)據(jù)。接收器30將生成的原始數(shù)據(jù)提供給序列控制器31。序列控制器31將原始數(shù)據(jù)提供給序列控制器控制部件40，序列控制器控制部件40將原始數(shù)據(jù)作為k空間數(shù)據(jù)配置在形成在k空間數(shù)據(jù)庫41中的k空間中。接著，圖像重構(gòu)部件43從k空間數(shù)據(jù)庫41取得k空間數(shù)據(jù)，實施傅立葉變換處理等圖像重構(gòu)處理，由此作為體數(shù)據(jù)生成實空間的3維圖像數(shù)據(jù)。從圖像重構(gòu)部件43，將所生成的體數(shù)據(jù)寫入保存到實空間數(shù)據(jù)庫44中。其結(jié)果是在實空間數(shù)據(jù)庫44中，保存通過 DffI序列的執(zhí)行而收集到的DWI體數(shù)據(jù)、通過T2W收集用的脈沖序列的執(zhí)行而收集到的T2W 體數(shù)據(jù)。然后，由圖像處理裝置45根據(jù)保存在實空間數(shù)據(jù)庫44中的DWI體數(shù)據(jù)和T2W體數(shù)據(jù)，作成投影DWI圖像、投影ADC圖像和投影FA圖像，并顯示在顯示裝置34上。另外，根據(jù)需要，由圖像處理裝置45作成參照用的圖像，并顯示在顯示裝置34上。圖4是表示圖2所示的圖像處理裝置45中的圖像處理的流程的流程圖，在圖中對 S附加了數(shù)字的符號表示流程圖的各步驟。首先，在步驟Sl中，由標準化部件46進行T2W體數(shù)據(jù)和DWI體數(shù)據(jù)的標準化。即， 標準化部件46從實空間數(shù)據(jù)庫44讀T2W體數(shù)據(jù)和DWI體數(shù)據(jù)，分別根據(jù)公式(3_1)和公式(3- ，進行T2W體數(shù)據(jù)和DWI體數(shù)據(jù)的標準化。
權(quán)利要求
1.一種圖像處理裝置，其特征在于存儲擴散增強圖像數(shù)據(jù)的存儲單元；將在上述擴散增強圖像數(shù)據(jù)中的信號強度超過閾值的范圍確定為計算對象區(qū)域的確定單元；根據(jù)上述擴散增強圖像數(shù)據(jù)，針對上述計算對象區(qū)域計算擴散系數(shù)圖像和作為擴散各向異性的指標的各向異性比率圖像的至少一個的計算單元；顯示通過上述計算單元計算出的僅是上述被確定的計算對象區(qū)域的上述擴散系數(shù)圖像和上述各向異性比率圖像的至少一個的顯示單元。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的圖像處理裝置，其特征在于上述計算單元構(gòu)成為對上述計算對象區(qū)域進行投影處理，另一方面上述顯示單元構(gòu)成為將實施了上述投影處理的圖像顯示為投影ADC圖像或投影FA圖像。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的圖像處理裝置，其特征在于上述確定單元構(gòu)成為將多個擴散增強圖像數(shù)據(jù)或擴散增強體數(shù)據(jù)中的信號強度超過閾值的范圍確定為上述計算對象區(qū)域。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的圖像處理裝置，其特征在于上述計算對象區(qū)域還可以通過對擴散增強體數(shù)據(jù)進行了投影處理的投影圖像中的信號強度超過閾值的范圍被確定。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的圖像處理裝置，其特征在于上述確定單元構(gòu)成為將癌的候選區(qū)域確定為上述計算對象區(qū)域。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的圖像處理裝置，其特征在于上述存儲單元構(gòu)成為存儲作為傾斜磁場因子的b值和擴散傾斜磁場脈沖的施加方向的至少一個不同的多種擴散增強圖像數(shù)據(jù)，另一方面，上述計算單元構(gòu)成為根據(jù)上述多種擴散增強圖像數(shù)據(jù)，計算上述擴散系數(shù)圖像和上述各向異性比率圖像的至少一個。
7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的圖像處理裝置，其特征在于上述計算單元構(gòu)成為根據(jù)作為傾斜磁場因子的b值為0的橫緩和時間增強圖像數(shù)據(jù)和通過與擴散增強成像不同的成像而收集到的圖像數(shù)據(jù)的至少一個，作成與臟器有關(guān)的信息，另一方面，上述顯示單元構(gòu)成為對僅是上述被確定的計算對象區(qū)域的擴散系數(shù)圖像和僅是上述被確定的計算對象區(qū)域的各向異性比率圖像的至少一個、和與上述臟器有關(guān)的信息進行合成顯示。
8.根據(jù)權(quán)利要求1所述的圖像處理裝置，其特征在于還包括用于向擴散增強圖像、ADC圖像和FA圖像的任意一個附加標記的指定單元，其中上述顯示單元構(gòu)成為顯示由上述指定單元附加了上述標記的上述擴散增強圖像、僅是上述被確定的計算對象區(qū)域的ADC圖像和僅是上述被確定的計算對象區(qū)域的FA圖像的任意一個、以及在與上述標記對應(yīng)的位置上附加了對應(yīng)的標記的其他圖像。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的圖像處理裝置，其特征在于上述計算單元構(gòu)成為根據(jù)作為傾斜磁場因子的b值為0的橫緩和時間增強圖像數(shù)據(jù)和通過與擴散增強成像不同的成像而收集到的圖像數(shù)據(jù)的至少一個，作成斷面變換圖像，另一方面，上述顯示單元構(gòu)成為在與上述標記對應(yīng)的位置上附加上述對應(yīng)的標記，來顯示上述斷面變換圖像。
10.一種磁共振成像裝置，其特征在于包括 收集擴散增強圖像數(shù)據(jù)的數(shù)據(jù)收集單元；將在上述擴散增強圖像數(shù)據(jù)中的信號強度超過閾值的范圍確定為計算對象區(qū)域的確定單元；根據(jù)上述擴散增強圖像數(shù)據(jù)，針對上述計算對象區(qū)域計算擴散系數(shù)圖像和作為擴散各向異性的指標的各向異性比率圖像的至少一個的計算單元；顯示通過上述計算單元計算出的僅是上述被確定的計算對象區(qū)域的上述擴散系數(shù)圖像和上述各向異性比率圖像的至少一個的顯示單元。
11.一種圖像處理方法，其特征在于包括將在擴散增強圖像數(shù)據(jù)中的信號強度超過閾值的范圍確定為計算對象區(qū)域的步驟； 根據(jù)上述擴散增強圖像數(shù)據(jù)，針對上述計算對象區(qū)域，計算擴散系數(shù)圖像和作為擴散各向異性的指標的各向異性比率圖像的至少一個的步驟；顯示計算出的僅是上述被確定的計算對象區(qū)域的上述擴散系數(shù)圖像和上述各向異性比率圖像的至少一個的步驟。
全文摘要
本發(fā)明提供一種能夠通過對供給診斷的圖像信息進行選擇或壓縮，來降低醫(yī)生的讀圖負擔(dān)，進而提高診斷效率和診斷效果的圖像處理裝置和磁共振成像裝置。圖像處理裝置具有根據(jù)通過圖像診斷裝置收集到的體數(shù)據(jù)(SDWI(x，y，x))，作成第一診斷圖像(SDWI_norm(u，v))的第一診斷圖像作成單元；設(shè)置診斷用的區(qū)域(M3D(x，y，x))的區(qū)域設(shè)置單元；根據(jù)體數(shù)據(jù)(SDWI(x，y，x))中的包含在診斷用區(qū)域(M3D(x，y，x))中的體數(shù)據(jù)(SDWI(x，y，x))，作成第二診斷圖像(ADC(u，v))的第二診斷圖像作成單元。
文檔編號A61B5/055GK102525466SQ20121000299
公開日2012年7月4日 申請日期2007年5月25日 優(yōu)先權(quán)日2006年5月26日
發(fā)明者木村徳典 申請人:東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會社, 株式會社東芝