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圖像處理裝置和磁共振成像裝置的制作方法

文檔序號:910182閱讀:263來源:國知局
專利名稱:圖像處理裝置和磁共振成像裝置的制作方法
技術領域
本發明涉及根據為了醫療領域的診斷而收集到的3維體數據(volume data)生成投影圖像數據和參數圖像數據的圖像處理裝置和磁共振成像裝置。
背景技術
作為醫療領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,根據伴隨著該激勵所產生的MR信號而重構圖像的攝影方法。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生布朗運動而散亂的擴散效果的擴散強調圖像(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,在神經纖維的各向異性的檢測、以及相反利用了各向異性的神經纖維描繪等的腦神經領域中, 擴散成像作為擴散張量成像(DTI diffusion tensor imaging)而正在發展。進而,近年來,磁共振成像的適用范圍已經擴展到全身區域,使得能夠應用于癌的篩查等。在擴散成像中,使用了增強了因擴散而產生的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, 只使用設置為b = 1000左右而攝影的DWI、以及b = 0的作為基礎的圖像的1組圖像進行診斷。另外,通常,由于設置為回波時間TE(echo time) > 60ms左右,所以b = 0的作為基礎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,會產生以下的所謂的T2Shine through現象 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,有醫生因T2shine through和DWI中的對比度的MPG的方向依存性而產生讀圖錯誤的問題。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的traceADC的ADC圖像。 另外,根據需要,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纖維的各向異性的參數的 FA(Fractional Anisotropy)等參數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,需要根據全身等廣范圍的體數據全體作成定量圖像(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據。因此,通過對DWI進行最大值投影(MIP:Maximum Intensity Projection)處理,來對圖像數據進行壓縮。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先降低脂肪信號的基礎上,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,在醫生對根據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,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移(pancreatic cancer and liver metastasis)的 T2 增強圖像(T2W)的圖,圖 12 是表示通過現有的磁共振成像得到的圖11所示的胰臟癌肝轉移的擴散增強圖像(DWI)的圖,圖 13是表示通過現有的磁共振成像得到的圖11所示的胰臟癌肝轉移的ADC圖像的圖。根據圖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。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置關注區域 (R0I :region of interest),數值化對DWI進行診斷。但是,有將醫生的隨意性加入到ROI 的設置中的可能性。另外,醫生只能作為ROI全體的平均值來掌握癌的候選部位的數值信息。因此,有容易產生癌的漏診的問題。在這樣的背景下,利用了 ADC圖像的全身臟器的診斷的現狀是與認識到其重要性無關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,醫生需要對大量的圖像信息進行讀圖的結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據的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。

發明內容
本發明就是為了對應現有技術的問題而提出的,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,來降低醫生的讀圖負擔,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。本發明的圖像處理裝置為了達到上述目的,如權利要求1所記載的那樣,其特征在于包括存儲擴散增強圖像數據的存儲單元;在上述擴散增強圖像數據中,確定計算對象區域的確定單元;根據上述擴散增強圖像數據,針對上述計算對象區域計算擴散系數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和上述各向異性比率的至少一個的顯示單元。另外,本發明的磁共振成像裝置為了達到上述目的,如權利要求10所記載的那樣,其特征在于包括收集擴散增強圖像數據的數據收集單元;在上述擴散增強圖像數據中,確定計算對象區域的確定單元;根據上述擴散增強圖像數據,針對上述計算對象區域計算擴散系數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和上述各向異性比率的至少一個的顯示單元。在本發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,能夠降低醫生的讀圖負擔,進而提高診斷效率和診斷效果。另外,在本發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是本發明的實施例1的磁共振成像裝置的結構圖。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圖像的關系的圖。圖10是使用了本發明的圖像處理裝置的圖像診斷系統的結構圖。圖11是通過現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移 (pancreatic cancer and liver metastasis) ^ T2(T2W)。圖12是通過現有的磁共振成像得到的圖11所示的胰臟癌肝轉移的擴散增強圖像 (DffI)。圖13是通過現有的磁共振成像得到的圖11所示的胰臟癌肝轉移的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的值所對應的信號強度變化的圖。
具體實施例方式參考附圖,說明本發明的圖像處理裝置和磁共振成像裝置的實施例。(實施例1)(結構和功能)圖1是本發明的實施例1的磁共振成像裝置的結構圖。磁共振成像裝置20的結構具備形成靜磁場的筒狀的靜磁場用磁鐵21,并且將設置在該靜磁場用磁鐵21的內部的勻場線圈22、傾斜磁場線圈23和RF線圈M內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25。控制系統25具備靜磁場電源 26、傾斜磁場電源27、勻場線圈電源觀、發送器四、接收器30、序列控制器31和計算機32。 控制系統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域中形成靜磁場的功能。另外,靜磁場用磁鐵21大多由超導線圈構成,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。另外,也有用永久磁鐵構成靜磁場用磁鐵21,不設置靜磁場電源沈的情況。另外,在靜磁場用磁鐵21的內側,在同一軸上設置筒狀的勻場線圈22。構成為勻場線圈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的內部形成為筒狀。在傾斜磁場線圈23的內側設置有臥臺37而成為攝像區域,將被檢體P設置在臥臺37上。RF線圈M也有不內置在架臺中,而設置在臥臺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與發送器四和接收器30連接。RF線圈M具有從發送器四接收高頻信號并發送到被檢體P的功能;接收因被檢體P內部的原子核自旋的高頻信號所產生的激勵所伴隨產生的NMR信號并提供給接收器30的功能。另一方面,控制系統25的序列控制器31與傾斜磁場電源27、發送器四和接收器 30連接。序列控制器31具有存儲為了驅動傾斜磁場電源27、發送器四和接收器30所需要的控制信息,例如記述了應該向傾斜磁場電源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定的序列而驅動傾斜磁場電源27、發送器四和接收器30,來產生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變換所得到的復數數據的原始數據(raw data)并提供給計算機32。因此,發送器四具備根據從序列控制器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,執行所需要的信號處理,同時進行A/D變換,由此生成數字化了的作為復數數據的原始數據的功能;將所生成的原始數據提供給序列控制器31的功能。另外,通過由計算裝置35執行保存在計算機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,也可以設置特定的電路來構成計算機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空間數據庫41、攝影條件設置部件42、圖像重構部件43、實空間數據庫44、圖像處理裝置45發揮功能。圖像處理裝置 45具備標準化部件46、第一參數圖像作成部件47、掩模作成部件48、3D參數圖像作成部件 49、第二參數圖像作成部件50、參照圖像作成部件51、臨床數據庫52。序列控制器控制部件40具有根據來自輸入裝置33或其他構成要素的信息,向序列控制器31提供脈沖序列而驅動控制的功能。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空間數據的原始數據,并配置在形成在k空間數據庫41中的k空間(傅立葉空間)的功能。因此,在k空間數據庫41中,作為k空間數據保存有在接收器30中生成的各原始數據。攝影條件設置部件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。圖像重構部件43具有從k空間數據庫41取得k空間數據,實施傅立葉變換處理等圖像重構處理,由此生成實空間的3維圖像數據作為體數據,將生成的體數據寫入到實空間數據庫44中的功能。因此,在實空間數據庫44中,保存有通過圖像重構部件43生成的體數據,即通過掃描而收集到的體數據。另外,通過擴散成像得到的傾斜磁場因子b >0 的體數據為DWI體數據,作為傾斜磁場因子b = 0得到的體數據如果是TE > 80ms左右,則為T2W體數據。以下,說明傾斜磁場因子b = 0的作為基礎的體數據是T2W體數據的情況。通過調整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的值設置為從500[s/mm2]到2000[s/mm2]左右的值。可知為了根據公式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據庫44中的體數據作為原始數據,作成具有相互不同的參數的定量的至少2種參數圖像供給診斷用的功能。作為一個例子,圖像處理裝置45構成為根據DWI體數據,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體數據不一定必須是同種類的DWI體數據。例如,可以預先將傾斜磁場因子b的值不同的多種DWI體數據或MPG脈沖的施加方向不同的多種DWI體數據保存在實空間數據庫44中,由圖像處理裝置45根據多種DWI體數據作成投影ADC圖像和投影FA圖像。另外,作為ADC圖像,如果根據在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體數據作成投影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體數據中決定作為投影ADC圖像和投影FA圖像的計算對象區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具有從實空間數據庫44讀入DWI體數據和T2W體數據,進行標準化的功能;將標準化后的DWI體數據提供給第一參數圖像作成部件47、掩模作成部件48和 3D參數圖像作成部件49,將標準化后的T2W體數據提供給3D參數圖像作成部件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地,以檢查單位進行變化。因此,通過進行DWI體數據和T2W體數據的圖像值的標準化,能夠降低檢查單位中的信號強度的差。另外,標準化部件46構成為從臨床數據庫52取得標準化所需要的數據。第一參數圖像作成部件47具有通過對從標準化部件46接收到的標準化后的 DffI體數據實施MIP處理,進行2維投影的功能。另外,第一參數圖像作成部件47具有將通過DWI體數據的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,第一參數圖像作成部件47還具有根據需要,保存投影DWI圖像上的數據的位置和DWI體數據上的位置的對應信息的功能。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體數據的信號強度是否位于由預先決定的閾值確定的范圍內,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參數圖像作成部件49的功能。另外,掩模作成部件48構成為從臨床數據庫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,相反與疾病部分內無關地沒有抽出投影 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,使得邊緣區域包含在投影ADC圖像和投影FA圖像的計算對象區域中。另外,也可以對閾值自身設置邊緣。3D參數圖像作成部件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體數據和T2W體數據進行掩模處理的功能;使用掩模處理后的DWI 體數據和T2W體數據,計算3維的ADC圖像和FA圖像的功能。另外,3D參數圖像作成部件 49構成為將通過計算得到的ADC圖像提供給第二參數圖像作成部件50。第二參數圖像作成部件50通過對從3D參數圖像作成部件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,第二參數圖像作成部件50還具有根據需要,保存投影ADC圖像和投影FA圖像上的數據各自的位置與作為體數據的ADC圖像和FA圖像上的各自的位置的對應信息的功能。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,從實空間數據庫44讀入必要的數據,作成在由第一參數圖像作成部件47作成的投影 DffI圖像或由第二參數圖像作成部件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該進行標記的位置,而能夠參照分別保存在第一參數圖像作成部件47和第二參數圖像作成部件50中的投影圖像和體圖像間的位置的對應信息。進而,參照圖像作成部件51還具有根據需要,將希望的圖像重疊在由第一參數圖像作成部件47作成的投影DWI圖像或由第二參數圖像作成部件50作成的投影ADC圖像和投影FA圖像上的功能。在臨床數據庫52中,保存有標準化部件46的標準化處理所需要的數據、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、臨床數據等信息。(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,通過執行成像掃描,收集被檢體P的T2W體數據。另外,通過執行擴散成像, 收集被檢體P的DWI體數據。即,預先將被檢體P設置到臥臺37上,在由靜磁場電源沈勵磁了的靜磁場用磁鐵21 (超導磁鐵)的攝像區域中形成靜磁場。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,驅動傾斜磁場電源27、發送器四和接收器30,從而在設置有被檢體P的攝像區域中形成傾斜磁場, 同時RF線圈M產生高頻信號。因此,由RF線圈M接收通過被檢體P內部的核磁共振產生的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,在執行了必要的信號處理后,通過A/D 變換,生成作為數字數據的NMR信號的原始數據。接收器30將生成的原始數據提供給序列控制器31。序列控制器31將原始數據提供給序列控制器控制部件40,序列控制器控制部件40將原始數據作為k空間數據配置在形成在k空間數據庫41中的k空間中。接著,圖像重構部件43從k空間數據庫41取得k空間數據,實施傅立葉變換處理等圖像重構處理,由此作為體數據生成實空間的3維圖像數據。從圖像重構部件43,將所生成的體數據寫入保存到實空間數據庫44中。其結果是在實空間數據庫44中,保存通過 DffI序列的執行而收集到的DWI體數據、通過T2W收集用的脈沖序列的執行而收集到的T2W 體數據。然后,由圖像處理裝置45根據保存在實空間數據庫44中的DWI體數據和T2W體數據,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體數據和DWI體數據的標準化。即, 標準化部件46從實空間數據庫44讀T2W體數據和DWI體數據,分別根據公式(3_1)和公式(3- ,進行T2W體數據和DWI體數據的標準化。
權利要求
1.一種圖像處理裝置,其特征在于存儲擴散增強圖像數據的存儲單元;將在上述擴散增強圖像數據中的信號強度超過閾值的范圍確定為計算對象區域的確定單元;根據上述擴散增強圖像數據,針對上述計算對象區域計算擴散系數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域的上述擴散系數圖像和上述各向異性比率圖像的至少一個的顯示單元。
2.根據權利要求1所述的圖像處理裝置,其特征在于上述計算單元構成為對上述計算對象區域進行投影處理,另一方面上述顯示單元構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.根據權利要求1所述的圖像處理裝置,其特征在于上述確定單元構成為將多個擴散增強圖像數據或擴散增強體數據中的信號強度超過閾值的范圍確定為上述計算對象區域。
4.根據權利要求1所述的圖像處理裝置,其特征在于上述計算對象區域還可以通過對擴散增強體數據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.根據權利要求1所述的圖像處理裝置,其特征在于上述確定單元構成為將癌的候選區域確定為上述計算對象區域。
6.根據權利要求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據,另一方面,上述計算單元構成為根據上述多種擴散增強圖像數據,計算上述擴散系數圖像和上述各向異性比率圖像的至少一個。
7.根據權利要求1所述的圖像處理裝置,其特征在于上述計算單元構成為根據作為傾斜磁場因子的b值為0的橫緩和時間增強圖像數據和通過與擴散增強成像不同的成像而收集到的圖像數據的至少一個,作成與臟器有關的信息,另一方面,上述顯示單元構成為對僅是上述被確定的計算對象區域的擴散系數圖像和僅是上述被確定的計算對象區域的各向異性比率圖像的至少一個、和與上述臟器有關的信息進行合成顯示。
8.根據權利要求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域的ADC圖像和僅是上述被確定的計算對象區域的FA圖像的任意一個、以及在與上述標記對應的位置上附加了對應的標記的其他圖像。
9.根據權利要求8所述的圖像處理裝置,其特征在于上述計算單元構成為根據作為傾斜磁場因子的b值為0的橫緩和時間增強圖像數據和通過與擴散增強成像不同的成像而收集到的圖像數據的至少一個,作成斷面變換圖像,另一方面,上述顯示單元構成為在與上述標記對應的位置上附加上述對應的標記,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據的數據收集單元;將在上述擴散增強圖像數據中的信號強度超過閾值的范圍確定為計算對象區域的確定單元;根據上述擴散增強圖像數據,針對上述計算對象區域計算擴散系數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域的上述擴散系數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據中的信號強度超過閾值的范圍確定為計算對象區域的步驟; 根據上述擴散增強圖像數據,針對上述計算對象區域,計算擴散系數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域的上述擴散系數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,來降低醫生的讀圖負擔,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通過圖像診斷裝置收集到的體數據(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;設置診斷用的區域(M3D(x,y,x))的區域設置單元;根據體數據(SDWI(x,y,x))中的包含在診斷用區域(M3D(x,y,x))中的體數據(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 優先權日2006年5月26日
發明者木村徳典 申請人:東芝醫療系統株式會社, 株式會社東芝
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