JP2018198682A - 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴画像処理方法 - Google Patents

Abstract

【課題】ＭＲＡ画像用の撮像を行うことなく、ＭＲＡ画像と、血管以外の組織の構造が把握できる複数の画像を同時に取得し、ＭＲ検査の時間を短縮する。【解決手段】所定のパルスシーケンスに従って複数の撮像条件で計測した核磁気共鳴信号から得た２種類以上の物性値依存画像を、所定の合成関数と合成パラメータとを用いて合成する。その際、物性値依存画像に複数の分割領域を設定し、分割領域ごとに、２種類以上の物性値依存画像の標準データを用いて、実測した前記２種類以上の物性値依存画像について、特定組織の画素値と特定組織以外の組織の画素値との差が大きくなる条件を満たす合成パラメータを決定し、前記２種類以上の画像の合成に用いる。【選択図】図２

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ、以下、ＭＲＩ）装置に関する。

ＭＲＩ装置は、主にプロトンの核磁気共鳴現象を利用した医用画像診断装置である。ＭＲＩ装置は、非侵襲に被検体の任意の断面の撮像が可能であり、形態情報の他、血流や代謝機能などの生体機能に関する情報が取得可能である。

ＭＲＩ装置では、一般に、生体組織の核磁気共鳴に関わる物性値、例えば縦緩和時間（Ｔ１）、横緩和時間（Ｔ２）、プロトン密度（ＰＤ）などの相対的な違いを強調させた強調画像を取得する。強調度合いや対象の物性値は、選択するパルスシーケンスや撮像パラメータによって変更することができる。

また血管の画像化については種々の磁気共鳴血管撮像法（Ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ、 以下、ＭＲＡ）が開発されており、例えば、撮像領域内で血液が流入している部分が、他の静止した組織に比べ高輝度になる現象を利用した方法（Ｔｉｍｅ ｏｆ ｆｌｉｇｈｔ、以下ＴＯＦ法）、流速に依存した核磁化の位相回転を生じさせ画像化する手法（Ｐｈａｓｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ、以下ＰＣ法）、血管の磁化率が血管以外の磁化率と異なることを利用して血管を低輝度にする方法（Ｂｌｏｏｄ ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ ｉｍａｇｅｉｎｇ）など、様々な方法が知られている。

ＭＲＡでは、方法ごとに、主幹部や末梢部の描出能が異なる。そのため、複数のＭＲＡ画像を撮像し、計算により画像を合成することで、血管の形状が容易に把握できる画質の良いＭＲＡ画像を生成する手法が提案されている。例えば、特許文献１には、二つの異なるパルスシーケンスでＭＲＡを撮像し、一方の画像の一部を他方で置換する手法が記載されている。また、特許文献２には、血管が高輝度または低輝度になる二つの異なるパルスシーケンスでＭＲＡを撮像し、ピクセルごとに異なる係数で差分をとることで画質の良いＭＲＡ画像を生成する手法が記載されている。

特開２００６―１１６２９９号公報 特許第５３９５３３２号公報

ＭＲＡは、一般に、血管が血管以外の組織に比べ高輝度または低輝度になり、血管以外の組織に輝度の差はなるべくつかないようなパルスシーケンスを用いる、あるいは造影剤を注入するなどして撮像される。そのため、血管以外の組織を診断する強調画像とは別に撮像される。したがって、各種強調画像に加え血管撮像も要求される頭部のＭＲ検査などでは、強調画像を撮像する時間に加えて、血管を撮像する時間が別途必要になり、ＭＲ検査全体の時間が長くなるという課題がある。

特許文献１および特許文献２に記載の方法では、画質の良いＭＲＡ画像を得ることができるが、計算に用いる複数の画像の撮像では、血管撮像用のパルスシーケンスが用いられ、血管以外の組織の輝度の差はなるべくつかないように撮像されることを前提としている。そのため、他の組織を診断する強調画像の撮像とは別に、ＭＲＡの撮像をする必要があることに変わりなく、ＭＲ検査全体の時間が長くなるという課題は解決できない。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、血管以外の組織の構造が把握できる複数の強調画像を撮像し、撮像した画像から計算によりＭＲＡ画像を取得することで、ＭＲＡ画像と、血管以外の組織の構造が把握できる複数の画像を同時に取得し、ＭＲ検査の時間を短縮する撮像技術を提供することを目的とする。

本発明の磁気共鳴イメージング装置は、所定のパルスシーケンスに従って複数の撮像条件で核磁気共鳴信号を計測し、２種類以上の画像を取得する計測部と、前記２種類以上の画像を、所定の合成パラメータと合成関数とを用いて合成し、合成画像を作成する合成画像作成部と、前記合成画像作成部が用いる合成パラメータを設定する合成パラメータ設定部とを備え、前記合成パラメータ設定部は、前記計測部が取得した画像に複数の分割領域を設定し、前記分割領域ごとに、前記２種類以上の画像の標準データに基づき、特定組織の画素値と特定組織以外の組織の画素値との差が大きくなる条件を満たす合成パラメータを設定することを特徴とする。

本発明によれば、被検体の領域によって画素値が変わりうる特定組織、例えば血管について、合成パラメータを分割領域毎に設定して合成することにより、ＭＲＡ画像と、血管以外の組織の構造が把握できる画像を同時に取得することができる。これにより、ＭＲ検査の時間を短縮することができる。

第一実施形態のＭＲＩ装置の構成のブロック図である。 第一実施形態の計算機のブロック図である。 第一実施形態の計算機の動作を示すフローチャートである。 図３Ａの処理の一部の詳細を示すフローチャートである。 （ａ）被検体の頭部と撮像領域を示す説明図、（ｂ）撮像された三次元画像を示す説明図、（ｃ）撮像された三次元画像の断面像を示す説明図、（ｄ）撮像された三次元画像の一部領域の投影図を示す説明図、（ｅ）三次元画像４１１におけるＺ方向の断面ごとの血管と血管以外の組織の平均の輝度を示すグラフ、(ｆ) 三次元画像４１２におけるＺ方向の断面ごとの血管と血管以外の組織の平均の輝度を示すグラフ、である。 （ａ）合成パラメータ設定部が設定する関心領域と、分割領域の様子を示す説明図、（ｂ）ある分割領域の内部における、画素値Ｉ１、Ｉ２の血管とそれ以外の範囲を示す説明図、（ｃ）合成画像作成部が作成する合成画像を示す説明図、である。 第四実施形態の計算機のブロック図である。 第四実施形態の計算機の動作を示すフローチャートである。 第四実施形態の画像取得部で取得される物性値依存画像の例を示す説明図である。 第五実施形態の計算機のブロック図である。 第五実施形態の計算機の動作を示すフローチャートである。 第五実施形態のパラメータ調節用画面の例を示す説明図である。

本発明の実施形態について図面を用いて説明する。なお、これにより本発明が限定されるものではない。本発明の実施形態を説明するための全図において、特に断らない限り、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。

＜装置の構成＞
まず各実施形態に共通する装置の構成及び動作を説明する。
図１に、本発明が適用される典型的なＭＲＩ装置１００の構成を示す。図示するように、ＭＲＩ装置１００は、静磁場を発生するマグネット１０１と、傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０２と、被検体（例えば、生体）１０３に高周波磁場パルスを照射するＲＦコイル１０７と、被検体１０３から発生するエコー信号を検出するＲＦプローブ１０８と、マグネット１０１の発生する静磁場空間内で被検体１０３を載置する寝台（テーブル）１１５と、を備える。

さらに、ＭＲＩ装置１００は、傾斜磁場コイル１０２を駆動する傾斜磁場電源１０５と、ＲＦコイル１０７を駆動する高周波磁場発生器１０６と、ＲＦプローブ１０８で検出したエコー信号を検波する受信器１０９と、シーケンサ１０４とを有する。シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５と高周波磁場発生器１０６とに命令を送り、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場を発生させるとともに、検波の基準とする核磁気共鳴周波数を受信器１０９にセットする。上述したＭＲＩ装置１００の各部を総括して計測部という。

ＭＲＩ装置１００は、これらに加えて、受信器１０９により検波された信号に対して信号処理を施す計算機１１０と、計算機１１０での処理結果を表示する表示装置１１１と、同処理結果を保持する記憶装置１１２と、ユーザーからの指示を受け付ける入力装置１１６と、を備える。記憶装置１１２には、計算機１１０における処理に必要な各種のデータが保持される。計算機１１０は、ＣＰＵとメモリとを有し、メモリに予め格納されたプログラムをＣＰＵが読み込んで実行することにより、ソフトウエアにより各部の機能を実現する構成である。ただし、本実施形態の計算機１１０は、ソフトウエアによりその機能を実現されるものに限られず、機能のすべてまたは一部を、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）のようなカスタムＩＣやＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ）のようなプログラマブルＩＣ等のハードウエアにより実現する構成にすることも可能である。

また、ＭＲＩ装置１００は、静磁場均一度を調節する必要があるときには、シムコイル１１３と、シムコイル１１３を駆動するシム電源１１４をさらに備えてもよい。シムコイル１１３は、複数のチャネルからなり、シム電源１１４から供給される電流により静磁場不均一を補正する付加的な磁場を発生する。静磁場均一度調整時にシムコイル１１３を構成する各チャネルに流す電流は、シーケンサ１０４により制御される。

以上の構成を有するＭＲＩ装置１００で、被検体の所望の撮像領域（撮像断面）について撮像を行う場合、計算機１１０は、予め設定されたプログラムに従って計測部の各部が動作するようシーケンサ１０４に指示を出力し、ＭＲＩ装置１００を構成する各部の動作を制御する。シーケンサ１０４が、傾斜磁場電源１０５と高周波磁場発生器１０６とに命令を送ることにより、計算機１１０から指示されたタイミング及び強度で、ＲＦパルスがＲＦコイル１０７を通じて被検体１０３に印加されるとともに、傾斜磁場パルスが傾斜磁場コイル１０２によって印加される。傾斜磁場は、スライス選択や位相エンコード方向やリードアウト方向の位置情報をエコー信号に与えるために印加されるものであり、直交する３軸方向の傾斜磁場パルスが適宜組み合わせて用いられる。

被検体の組織中の核磁化が発生するＮＭＲ信号（エコー信号）は、ＲＦプローブ１０８によって受波され、受信器１０９によって検波（計測）される。ＮＭＲ信号は、所定のサンプリング時間サンプリングすることでディジタルデータとして計測され、ｋ空間と呼ばれる計測空間に配置される。ＮＭＲ信号の計測は、ｋ空間が充填されるまで繰り返し行われる。計測された信号は、計算機１１０に送られる。計算機１１０は、ｋ空間に充填された信号を逆フーリエ変換処理することにより画像再構成を行う。なお、記憶装置１１２には、生成された画像や、必要に応じて、検波された信号自体、撮像条件等が記憶される。

計算機１１０が実行する上記プログラムのうち、特に、高周波磁場、傾斜磁場印加のタイミングや強度、および信号受信のタイミングを記述したものはパルスシーケンスと呼ばれる。撮像は、パルスシーケンスと、これを制御するために必要な撮像パラメータとに従って行われる。パルスシーケンスに設定する高周波磁場、傾斜磁場のタイミングや強度を制御することにより、被検体の任意の撮像断面を撮像できる。パルスシーケンスは、予め作成され、記憶装置１１２に保持され、撮像パラメータは、ユーザーから入力装置１１６を介して入力される。計算機１１０は、入力装置１１６および表示装置１１１などのユーザーインターフェースを制御し、入力を受け付けるとともに、表示装置１１１に生成した画像を表示させる。

パルスシーケンスは、目的に応じて種々のものが知られている。例えば、グラディエントエコー（ＧｒＥ）タイプの高速撮像法は、そのパルスシーケンスの繰り返し時間（以下、ＴＲ）ごとに位相エンコード傾斜磁場を順次変化させ、１枚の断層像、または複数枚の断層像の三次元画像を得るために必要な数のＮＭＲ信号を計測していく方法である。撮像パラメータは、繰り返し時間ＴＲ、エコー時間ＴＥ、ＲＦパルスの強度を決定するフリップ角ＦＡ、ＲＦパルスの照射位相増分値θなどがあり、撮像したい画像に応じて設定可能である。

パルスシーケンスあるいは撮像パラメータを、強調して撮像したい物性値に応じて設定することにより、複数種の物性値がそれぞれ強調された画像、例えば、Ｔ１強調画像、Ｔ２強調画像、Ｆｌｕｉｄ Ａｔｔｅｎｕａｔｅｄ ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｒｅｃｏｖｅｒｙ（以下、ＦＬＡＩＲ）画像、磁化率強調画像、拡散強調画像等を撮像することができる。物性値は、Ｔ１（縦緩和時間）、Ｔ２（横緩和時間）、ＰＤ（プロトン密度）、磁化率、拡散係数等であり、撮像パラメータを変更しながら複数回強調画像の撮像を繰り返し、得られた信号を処理することにより、画像の各画素の位置における被検体組織の複数の物性値を算出することができる。これにより、物性値を画素値とした定量画像、即ちＴ１を画素値としたＴ１画像やＴ２を画素値としたＴ２画像等を生成することも可能である。本明細書では、強調画像と定量画像を合わせて物性値依存画像と呼ぶ。

また、ＴＯＦ法やＰＣ法などのパルスシーケンスおよび撮像パラメータを設定することにより、既存のＭＲＡを撮像することももちろん可能である。

以上の概要を踏まえ、本実施形態のＭＲＩ装置が行う処理の実施形態を説明する。

＜＜第一実施形態＞＞
本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００は、パルスシーケンスまたは撮像パラメータの異なる複数の撮像を行い、複数種類の物性値依存画像を取得する。そして複数種類の物性値依存画像を所定の合成パラメータと合成関数を用いて合成し、合成画像を作成する。合成パラメータは、合成画像において特定組織の画素値がそれ以外の組織の画素値に比べ大きくなるように設定される。特定組織は、限定されるものではないが、例えば血管である。これにより特定組織以外の組織の診断用画像である物性値依存画像と、特定組織の診断用画像、例えばＭＲＡ画像とを同時に取得し、表示することができる。

この機能を実現するために、本実施形態の計算機１１０は、図２に示す画像取得部２１０と、合成パラメータ設定部２２０と、合成画像作成部２３０と、診断画像出力部２４０と、を備える。これら各部の機能は、具体的には、計算機１１０のメモリに予め格納されたプログラムをＣＰＵが読み込んで実行することにより、ソフトウエアにより実現する。ただし、本実施形態の計算機１１０は、ソフトウエアによりその機能を実現されるものに限られず、機能のすべてまたは一部を、ＡＳＩＣのようなカスタムＩＣやＦＰＧＡのようなプログラマブルＩＣ等のハードウエアにより実現する構成にすることも可能である。

以下、特定組織が血管であり、複数種類の物性値依存画像が、血管以外の組織を診断するための画像であるＰＤ強調画像とＴ１強調画像である場合を例に、本実施形態の計算機１１０の動作を説明する。図３Ａに計算機の処理フローを示す。

まず、画像取得部２１０は、ユーザーインターフェース（表示装置１１１および入力装置１１６）を介してユーザーの指示を受け付け、被検体内の撮像領域について、パルスシーケンスまたは撮像パラメータの異なる撮像を行い、血管以外の組織の物性値の強調度合いと、血管内部の画素値の空間分布が、それぞれ異なる２種類以上の物性値依存画像を取得する（ステップＳ３１０）。

次に、合成パラメータ設定部２２０は、所定の関心領域を複数の分割領域に分割し、分割領域ごとに所定の合成パラメータを設定する（ステップＳ３２０）。

次に、合成画像作成部２３０は、画像取得部２１０がステップＳ３１０で取得した２種類以上の画像と、合成パラメータ設定部２２０がステップＳ３２０で設定した合成パラメータと、所定の合成関数を用いて関心領域についての合成画像を生成する（ステップＳ３３０）。

診断画像出力部２４０は、合成パラメータ設定部２２０がステップＳ３２０で取得した２種類以上の強調画像のうち一つまたは複数を、血管以外の組織の診断画像として出力し、さらに合成画像作成部がステップ３３０で作成した合成画像を、ＭＲＡ画像として出力する（ステップＳ３４０）。

以下、各部の詳細な処理方法について説明する。ここでは、図４（ａ）に示すヒト頭部４００の血管４０１の形状を診断するためのＭＲＡ画像と、ヒト頭部４００の血管以外の組織４０２を診断するための強調画像を同時に取得する場合を例に説明する。ここでは、首から頭頂への方向（体軸方向）をＺ方向と定義する。撮像領域の首側の下端を、Ｚ＝０と定義する。Ｚ方向に垂直な平面をＸＹ平面とする。

［ステップＳ３１０］
画像取得部２１０は、被検体の頭部４００の所定の位置に撮像領域４０３を設定する。具体的には、位置決め用の撮像で取得したヒト頭部４００の画像を表示装置４００に表示し、入力装置１１６を介してユーザーによる位置の指定を受け付け、撮像領域４０３を設定する。撮像領域４０３は、複数の撮像において同じでも異なっていてもよいが、合成画像形成するために共通領域を有するものとする。

次に、画像取得部２１０は、所定のパルスシーケンスに従って、図４（ｂ）のように撮像領域４０３の三次元画像４１１と三次元画像４１２を撮像する。具体的には、グラディエントエコーのパルスシーケンスを用いて、撮像パラメータＦＡおよびＴＲが異なる画像を撮像する。一つ目の撮像条件として、ＦＡを小さく（例えば１０°）、ＴＲを長く（例えば４０ｍｓ）設定することで、ＰＤの違いが強調されたＰＤ強調画像４１１を取得する。また、二つ目の撮像条件としては、ＦＡを大きく（例えば２０°）、ＴＲを短く（例えば２０ｍｓ）設定することで、Ｔ１の違いが強調されたＴ１強調画像４１２を取得する。

図４（ｃ）に、撮像した三次元画像の断面図を示す。三次元画像４１１の断面図４２１と、三次元画像４１２の断面図４２２は、血管以外の組織を診断するための画像であるＰＤ強調画像とＴ１強調画像となっている。
また、図４（ｄ）に、三次元画像４１１と４１２それぞれについて皮膚および鼻腔付近などの不要領域を除去した部分の、最大輝度投影法によって得た投影図４３１と４３２を示す。三次元画像の４３１と４３２は、血管が高輝度および低輝度になる部分が異なる。

図４（ｅ）と図４（ｆ）は、それぞれ、三次元画像４１１と４１２における、撮像領域の下端をＺ＝０とした、Ｚ方向の位置ごとのＸＹ平面内における、血管と血管以外の組織それぞれの平均の輝度を示したグラフである。図中点線で示すように、血管以外の組織は輝度がほぼ一定であるのに対し、実線で示す血管の輝度は、流れの影響を受けて変化する。特に、頭部の血管は首から頭頂の方向であるＺ方向に主に血液が流れていることから、Ｚ方向の位置ごとに、血管の平均輝度が大きく変化する。このＺ方向の輝度の変化は、撮像条件に依存する。特に、グラディエントエコー系シーケンスを用いた場合、ＦＡとＴＲに大きく依存するため、ＦＡとＴＲを変えて撮像した図４（ｅ）と図４（ｆ）では、血管の平均輝度が血管に比べ高輝度になる部分と、低輝度になる部分の、Ｚ方向における位置が異なる。つまり、三次元画像４１１と４１２は、血管内部の画素値の空間分布が異なる。

以上説明したように、画像取得部２１０は、パルスシーケンスまたは撮像パラメータを変えて撮像し、血管以外の組織の物性値の強調度合いと、血管内部の画素値の空間分布が、それぞれ異なる２種類以上の物性値依存画像を取得する。

なお、パルスシーケンスはグラディエントエコー法の他に、スピンエコー法、反転回復法などいくつかの方法を用いることができるが、グラディエントエコー法は、ＴＲを他のシーケンスに比べ短く設定できるため、撮像時間を短くできる点で好適である。またグラディエントエコー法では、ＦＡを変えて撮像することで、血管の画素値の空間分布を大きく変化させることができるため、合成画像で様々な部位の血管が容易に識別可能な画像を得ることができる。

画像取得部２１０の撮像条件は、ＦＡ、ＴＲ以外に、エコー時間ＴＥ、ＲＦ位相増分値θ、などを変えても良い。血管の画素値の空間分布が、ＦＡ、ＴＲとは異なる変化をするため、画像合成部２２０において広範囲の血管を血管以外の組織から分離しやすくなる効果がある。特に、ＴＥを変えて撮像した場合は、見かけの横緩和時間Ｔ２＊の違いを強調した強調画像が得られ、Ｔ２＊の違いを利用した診断が可能になる利点がある。

またパルスシーケンスとして反転回復法を用いる場合には、反転時間ＴＩも撮像パラメータとなり、これを変えて撮像してもよい。これによりグラディエントエコーとは異なる静止組織の強調度合の画像（例えば、ＦＬＡＩＲ画像、Ｔ２強調画像など）を得ることができる。

［ステップＳ３２０］
合成パラメータ設定部２２０は、上記ステップS３１０で取得した複数の物性値依存画像を合成画像作成部２３０が合成する際に用いる合成関数のパラメータ（合成パラメータ）を設定する。

合成後の画素値をＩｃ、合成される物性値依存画像の画素値をそれぞれＩ_１、Ｉ_２とすると、合成関数は一般にIｃ＝ｆ（I_１、I_２）と記述できるが、ここでは、合成関数の一例として、次式（１）の一次多項式を用いる場合を説明する。

ここで、ａ、ｂは係数、ｃは定数であり、本ステップで設定する合成パラメータである。

以下、本ステップの詳細な処理を、図３Ｂを参照して説明する。
合成パラメータ設定部２２０は、まず合成パラメータ算出の対象となる関心領域を特定し、関心領域を複数に分割する（Ｓ３２１）。その後、複数の分割領域ごとに合成パラメータを設定する。分割は、図４（ｅ）、（ｆ）に示したように、合成する２つの画像間において血管（特定組織）の輝度値の変化の仕方に差が生じる方向に沿って行うことが好ましい。例えば血管の場合、血管の主な走行方向に沿って（走行方向と垂直な面で）分割することが好ましい。図５（ａ）に関心領域の分割の様子を示す。本図の例では、ヒト頭部４００に設定された撮像領域４０３内部の関心領域５００を、ＸＹ平面に平行に、Ｎ個の分割領域５０１−１から５０１−Ｎに分割する。なお関心領域５００は、撮像領域の全部または一部であり、予め定められた撮像領域内部の所定の位置を設定するか、ユーザーインターフェースを用いてユーザーの指示を受け付けて設定する。なお複数の画像の撮像領域が異なる場合には、複数の画像に共通する撮像領域の全域或いはその一部とする。分割の方向や分割数についてもユーザー指示を受け付けてもよい。

合成パラメータ設定部２２０は、こうして分割した分割領域ごとに、合成パラメータ（ａ、ｂ、ｃ）を設定する（ステップＳ３２２）。具体的には、画像取得部２１０で得られる画像の血管と血管以外の組織の画素値の標準データに基づき、分割領域ごとに、合成後の血管の画素値が、血管以外の画素値より大きくなる条件を満たし、且つ、分割領域ごとの画素値の代表値が、すべての分割領域で共通の値となるように合成パラメータを設定する。

標準データとして、本実施形態では、事前に、健常ボランティアにおいて、被検体に適用する撮像条件と同様の撮像条件で画像取得部２１０が撮像領域４０３を撮像して得た複数種の画像について、それぞれ血管と血管以外の画素値のデータ（事前画素値データ）を用いる。これら事前画素値データに対し、画素が血管か血管以外であるかの情報（ラベル）を与える。ラベル情報は、例えば、健常ボランティアの撮像領域４０３をＴＯＦ法など従来のＭＲＡの手法を用いて撮像し、取得したＭＲＡ画像を見ながら手動で設定するか、または従来のＭＲＡ画像に二値化処理などを用いて自動で設定する。事前画素値データにこのラベル情報を付加する。

事前画素値データのうち、ラベルが血管である画素と、ラベルが血管以外である画素それぞれについて、画素値Ｉ_１、Ｉ_２の組が取りうる値の範囲をプロットすると、例えば図５（ｂ）に示すようなグラフになる。血管の画素値の組の範囲５１１と血管以外の画素値の組の範囲５１２は、プロット上で異なる場所に位置する。また、血管以外の画素値の組の範囲５１２には、灰白質や白質といった複数の生体組織の画素の分布が含まれるため、範囲が楕円のように伸びた形となる。

前述の式（１）の合成関数を用いた合成は、図５（ｂ）において、Ｉｃで示す軸に、Ｉ_１、Ｉ_２の組を投影することを意味する。そこで、合成パラメータ設定部２２０は、事前画素値データのＩ_１、Ｉ_２に、合成関数を適用した場合において、血管と血管以外の組織の画素値Ｉｃが取りうる値の範囲がなるべく重ならないように、軸（Ｉｃ）の傾きを決定する（ステップＳ３２２−１）。軸の傾きは、合成パラメータａ、ｂの比で決まる。

具体的には、まず、Ｆｉｓｈｅｒの線形判別分析（Ｆｉｓｈｅｒ‘ｓ ｌｉｎｅａｒ ｄｉｓｃｒｉｍｉｎａｎｔ ａｎａｌｙｓｉｓ）を用いて、ａ、ｂの比を表すベクトル(ａ’，ｂ’)を決定する。（ａ，ｂ）は、（ａ’，ｂ’）に比例するように決定される。

式（２）中、μ_１ｂ、μ_２ｂはそれぞれ画素値Ｉ_１、Ｉ_２のうち、血管の画素値の平均であり、μ_１ｏ、μ_２ｏはそれぞれ画素値Ｉ_１、Ｉ_２のうち、血管以外の画素値の平均である。また、Σは以下の式（３）で表されるクラス内分散である。

式（３）中、ＮbおよびＮoはそれぞれ血管と血管以外の組織の画素数、ΣｂおよびΣoはそれぞれ血管と血管以外の組織における画素値（Ｉ_１、Ｉ_２）の組の分散共分散行列、の平均を除算した値である。式（２）を用いて算出した比（ａ’，ｂ’）は、ベクトル（ａ’，ｂ’）の長さが一定の時に、血管と血管以外の組織の画素値Ｉｃが取りうる値の範囲がなるべく重ならない、すなわち血管と血管以外の組織の合成後の画素値Ｉｃの差が大きくなるような比になることが知られている。

次に、合成画像（画素値Ｉｃ）における血管の画素値の平均が、血管以外の画素値の平均より大きくなるように、ａ、ｂの符号を決定する（ステップＳ３２２−２）。これにより、合成関数において、血管の画素値を、血管以外の画素値に比べ大きくすることができる。なお、合成パラメータａ、ｂの符号決定の条件として、分割領域ごとに血管を血管以外の組織の画素値より大きくなる条件を満たすように設定する場合について説明したが、かわりに、血管を血管以外の組織の画素値より小さくなる条件を満たすように設定しても良い。その場合、診断画像出力部２４０で出力される合成画像は、例えば最小値投影法で表示した場合に、血管が黒く、その他の組織が白く表示され、ＢＳＩ画像などと類似した見た目の血管画像を得ることができる。

次に、上記条件（即ち、ａ、ｂの比及び符号の条件）を満たし、かつ、血管以外の画素値Ｉｃの、平均と分散が一定値になるように、ａ、ｂ、ｃを決定する（ステップＳ３２２−３）。以下、平均が０、分散が１となるように設定する場合を説明する。まず、ａ’，ｂ’をそのままａ，ｂとして式（１）に代入した場合の、血管以外の組織における画素値Ｉｃの分散Ｓｃｏは、以下の式（４）で表される。

したがって、以下の式（５）により、血管以外の組織の画素値Ｉｃの分散を１にする（ａ，ｂ）を決定できる。

また、血管以外の画素値Ｉｃの平均が０になるように、以下の式（６）でｃを決定する。

このように平均を０、分散を１とすることにより、全体の血管以外の組織が低輝度（０に近い）かつ、すべての分割領域で輝度の範囲がおよそ一定となり、誤って血管のように高輝度になる血管以外の組織を少なくすることができる。

なおステップＳ３２２−３では、ａ、ｂ、ｃを決定する条件として、平均と分散を全分割領域にわたって一定としたが、平均と分散の代わりに、画素値Ｉｃの値の範囲を示す類似の代表値、中央値と四分位範囲などを一定にしても良い（以下、これらをまとめて代表値という）。

またステップＳ３２２−３では事前画素値データに基づき代表値を一定にするように合成パラメータを決定したが、合成に用いる物性値依存画像データに基づき代表値（例えば平均と分散）を一定にするように合成パラメータを決定してもよい。血管は血管以外の組織に比べ十分少ないため、血管以外の組織の平均と分散がほぼ一定値になる。事前画素値データを用いて決定する場合に比べ、血管以外の組織に含まれる各種組織の割合などの個人差の影響を受けない画像ができる利点がある。

合成パラメータ設定部２２０は、以上の合成パラメータ設定処理（Ｓ３２２−１〜Ｓ３２２−３）を、分割領域５０１−１から５０１―Ｎまで繰り返し（Ｓ３２３）、それぞれの分割領域について合成パラメータを算出する。図４（ｅ）および（ｆ）に示したように、血管の画素値Ｉ_１、Ｉ_２はＺ方向に大きく変化する。また、血管以外の組織も、含まれる組織の割合が変わるなどし、画素値Ｉ_１、Ｉ_２の範囲はある程度変化する。そのため、合成画像を作成するのに適した合成パラメータも、Ｚ方向の位置に応じて、分割領域ごとに異なる。それぞれの分割領域で、血管を血管以外の組織に比べ大きく高輝度にする合成パラメータを求め、それぞれの分割領域に設定することで、合成画像の精度を高めることができる。

合成パラメータ設定部２２０は、さらに、図３Ｂに点線で示すように、各分割領域の合成パラメータを設定したのちに、領域間で平滑化処理を行っても良い（Ｓ３２４）。例えば、ある分割領域に隣接する分割領域でのパラメータ値の平均を、新たなパラメータとする移動平均処理などの方法がある。これにより、領域間で合成パラメータが急激に変化することを防ぎ、合成画像が滑らかになる効果がある。但しこのステップは必須ではない。

また、合成パラメータ設定部２２０で用いる事前画素値データは、分割領域ごとの標準的な画素値の範囲を示すデータであればよいので、例えば分割領域５０１−１の事前画素値データとして、隣接する分割領域５０１−２の事前画素値データも合わせて用いるといったように、ある分割領域の事前画素値データには、近傍の複数の分割領域における事前画素値データも含めても良い。これにより、事前画素値データが少ない場合でも、分割領域ごとに設定する合成パラメータのばらつきを低減することができる。

［ステップＳ３３０：図３］
合成画像作成部２３０は、画像取得部２１０が取得した被検体の物性値依存画像４１１，４１２と、合成パラメータ設定部２２０が分割領域ごとに設定した合成パラメータとから、合成画像を生成する。具体的には、撮像領域４０３内の画素ごとに、画像取得部２１０が取得した２つの画像の同一画素の画素値Ｉ_１、Ｉ_２と、部分領域５０１−１から５０１−Ｎのうちその画素が含まれる部分領域５０１−ｎに対して合成パラメータ設定部２２０が設定した合成パラメータａ、ｂ、ｃとを、式（１）に代入し、その画素における合成画像の画素値とする。

これにより、図５（ｃ）に示す画像のように血管全体を把握できる合成画像５２１が得られる。実際には合成画像５２１は三次元画像であるが、ここでは説明のため最大輝度投影法（Ｍａｘｉｍｕｍ ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ：ＭＩＰ）で投影図を示している。

［ステップＳ３４０］
診断画像出力部２４０は、まず、画像取得部２１０が取得した物性値依存画像４１１，４１２を、それぞれ、主に血管以外の組織を診断するためのＰＤ強調画像と、Ｔ１強調画像として、出力する。出力は、例えば、ユーザーからの指示を受け付けて、表示装置１１１に物性値依存画像４１１、４１２それぞれの任意の断面を表示する。

次に、診断画像出力部２４０は、合成画像作成部２３０が作成した合成画像５１２を、血管を診断するためのＭＲＡ画像として出力する。出力は、例えば、表示装置１１１に、合成画像の、所定の方向へのＭＩＰを行った二次元画像を表示する。
表示の仕方は任意であり、複数の画像を並列で表示してもよいし、ユーザーからのオンデマンドで1乃至複数の画像を表示するようにしてもよい。
またＭＲＩ装置１００の表示装置１１１に表示する代わりに或いはそれと並行して、ＭＲＩ装置１００とは独立した表示装置や記憶装置などに、画像データとして送信するなどの形で出力しても良い。

本実施形態によれば、物性値依存画像の取得と別にＭＲＡのための撮像を行うことなく、ＭＲＡ画像と、血管以外の組織の構造が把握できる複数の強調画像を、同時に取得することができる。これにより、検査時間を短縮することができる。また本実施形態によれば、合成に用いる画像を複数の領域に分けて、分割領域毎に合成に用いる合成パラメータを決定するので、分割領域毎に異なる、血管と血管以外の組織の画素の割合や画素値の差などを合成パラメータに反映させることができ、精度の高い合成画像（ＭＲＡ画像）を提供することができる。

また本実施形態では、領域の分割方法として、関心領域５００を血液が主に流れる方向と垂直に近い断面像に分割する。血管の画素値は、血流が流れる方向に沿って変化するため、主な流れに垂直に分割領域を設定することで、血管を強調するのに適した合成パラメータを設定することができる。また、一般に三次元画像は、二次元の断面像が複数集まったデータ構造をしているため、断面像ごとの領域分割は計算コストが少なくて済む利点がある。但し、領域の分割方法は、上記方法に限定されない。例えば、断面像の面内でさらに分割した複数の分割領域を設定するなど、本実施形態とは異なる分割領域に分割することも可能である。その場合、より部分領域ごとに適した合成パラメータを設定できる利点がある。

更に、本実施形態では、画像取得部２１０が二通りの撮像条件で撮像する場合を説明したが、三通り以上の撮像条件の画像を撮像するように構成することももちろん可能である。その場合、合成関数は多数の画素値の一次多項式となり、合成パラメータはその一次多項式の係数および定数項となる。多数の画像を合成することにより、血管と血管以外の組織をより明瞭に分離したＭＲＡが合成可能になる。

また図３Ａのフローに実線で示すステップに加えて、補正その他の処理を追加することも可能である。例えば、図３Ａに点線で示すように、画像取得部２１０は、取得した強調画像に対し、補正処理（Ｓ３１５）を加えて新たな物性値依存画像として、ステップＳ３３０およびＳ３４０で用いても良い。

補正処理の一例として、画像取得部２１０は、取得した物性値依存画像に対し、画素値の平均が０、分散が一定値（例えば１）となるような定数倍および定数の減算などの正規化処理を加えて新たな物性値依存画像を作成してもよい。これにより、画像ごとの画素値の範囲が統一され、合成パラメータ設定部での合成パラメータの計算誤差を低減できる利点がある。あるいは、取得した物性値依存画像のうち一つを平滑化して撮像領域内の感度分布を推定した感度マップとし、その感度マップで物性値依存画像の一つまたは複数それぞれを除算することで、感度補正した画像を新たな物性値依存画像を作成しても良い。これにより、感度ムラを軽減したＭＲＡ画像および血管以外の組織の診断画像が得られる。

さらに以上の説明では、撮像領域について、ユーザーによる位置の指定を受け付ける場合を説明したが、分割領域ごとの、血管を血管以外の組織から良く分離する合成パラメータは、撮像領域が被検体のどの部位に位置するかによって異なる。そのため、撮像領域は、予め、被検体に共通する人体構造を基準として固定しておいてもよい。例えば、頭蓋骨の下部である大孔を下端とする、高さ１５ｃｍの直方体を撮像領域とする、などと決めておく方法がある。

また、事前画素値データについても、撮像領域の設定位置が異なるいくつかの場合それぞれの事前画素値データを記憶しておき、合成パラメータ設定部は、設定された撮像領域に応じて事前画素値データを選択して、合成パラメータの設定に用いても良い。これにより、ユーザーが撮像したい撮像領域に合わせてより良いＭＲＡを合成できる。

＜＜第二実施形態＞＞
本実施形態においても、計算機１１０の構成は図２に示す構成と同様であるが、第一実施形態では、合成パラメータ設定部２２０が事前にボランティアなどを対象として取得した、分割領域ごとの血管と血管以外の組織の事前画素値データを用いて合成パラメータを設定したのに対し、本実施形態では、ボランティアの事前撮像の代わりに、シミュレーションなどを用いて仮想的に作成した事前画素値データを用いる。それ以外のステップは第一実施形態と同様である。以下、第一実施形態と異なる点を中心に説明する。

事前画素値データは、ＮＭＲ信号の信号値を計算やシミュレーションで求めることにより作成する。一般にＮＭＲ信号の信号値は、生体組織のＰＤ、Ｔ１、Ｔ２、および撮像領域内のＲＦ照射強度Ｂ１の分布が既知であれば、撮像パラメータであるＴＲ、ＦＡを用いてエコーごとに算出可能であり、血液のように動く組織と、血液以外の静止組織の信号強度の理論値を求めることができる。

例えば、グラディエントエコーの信号値は、縦磁化の初期値をＭ０、ｎ回目のＲＦパルスの直前の縦磁化をＭｎとすると、ｎ＋１回目のＲＦパルス直前の縦磁化は、式（７）で表すことができる。

また、ｎ回目のエコーの信号強度Ｉｎは、式（８）で表される。

血管以外の静止組織の信号強度Ｉは、上記式（８）においてｎ→∞としたときの極限として、以下の式（９）で近似できる。

なお、ここでは、ＴＥ＝０として、Ｔ２の影響を無視している。また、エコー後の横磁化は次のＲＦパルスまでに完全に減衰するか、横磁化を消すための勾配磁場パルスを加えるなどして残存していないと仮定している。

撮像領域内の任意の位置の点における血液の輝度は、流入してからその点に到達するまでのエコーごとに、式（８）を計算することで、その点における輝度（画素値）を理論的に求めることができる。ヒト頭部では主にＺ方向に血液が流れることから、撮像領域の下端から上端まで直線状の血管を仮定し、一定の流速で進む血液の信号強度の近似値を求めることができる。

ただし実際には、ＰＤ、Ｔ１、Ｔ２や流速は一定の範囲でばらついている。また、計測する信号強度にはノイズが含まれる。そこで、ＰＤ、Ｔ１、Ｔ２、流速を複数パターン用意して信号強度を求める、または、信号強度に人工的にノイズを付加するなどして、血管とそれ以外の組織の画素値データを作り、合成パラメータ設定部２２０で用いる事前画素値データとしてもよい。

こうして事前画素値データを取得した後、これを複数の領域に分割し、分割領域毎に合成パラメータを決定すること、決定した合成パラメータを合成関数に適用して、被検体を撮像した複数の物性値依存画像を合成し、血管診断用画像である合成画像を作成することは第一実施形態と同様である。

本実施形態によれば、第一実施形態と同じ効果に加えて、事前のボランティアデータの撮像が不要になるという効果がある。

＜＜第三実施形態：合成関数の変形例＞＞
第一実施形態では、合成関数として一次多項式を用い、その係数を合成パラメータとして算出したが、合成関数は、一次多項式に限らず、画素値の組を入力として、血管か血管以外の組織を示す値を出力する判別関数で、合成パラメータが、判別関数のパラメータとなっていれば良い。判別関数として、例えば、ニューラルネットワーク、サポートベクターマシン、最近傍法といった公知の手法を採用することができる。また判別関数のパラメータは、第一実施形態と同様に、合成画像において血管と血管以外の組織の画素値が取りうる値の範囲がなるべく分離されるように決定する。これにより、第一実施形態と同様の効果を得ることができる。また一次多項式を用いると、合成パラメータの算出にかかる計算コストが少なくて済む利点があるが、他の判別関数を用いることで、よりノイズの少ないＭＲＡ画像が得ることができる利点がある。

さらに合成関数として、ある点が血管である確率を算出する関数（確率関数）を用いることも可能である。以下、確率関数を用いる場合の実施形態を説明する。本実施形態の計算機の構成は、図２に例示した第一実施形態の計算機の構成と同様であるが、合成画像作成部２３０が合成関数として血管と血管以外の組織の確率を表す式を用い、合成パラメータ設定部２２０は、血管と血管以外の組織の確率を表すモデルのパラメータを合成パラメータに設定する。

以下、適宜第一実施形態のフローを示す図３Ｂを参照して説明する。
本実施形態においても、前提として第一実施形態或いは第二実施形態と同様に、ボランティアデータ撮像或いはシミュレーションにより事前画素値データを取得する。次いで事前画素値データを複数（１〜Ｎ）の領域に分割する（Ｓ３２１）。その後、分割領域毎に合成パラメータを算出する（Ｓ３２２）。但し、ここでは合成パラメータとして、ある画素が血管である確率ｆ（合成関数）の合成パラメータを算出する。

以下、画素値Ｉ_１，Ｉ_２から血管である確率を算出する場合について説明する。
ある画素が血管である確率ｆは、血管の画素の画素値の平均と分散、及び血管以外の画素の画素値の平均と分散を用いて次式（１０）で表すことができる。

式中、μｂ、Σｂは血管の画素値の平均と分散、μo、Σoは血管以外の画素の画素値の平均と分散であり、ａは全画素に対する血管の画素の割合である。これらμｂ、Σｂ、μo、Σo及びａが、ここで算出する合成パラメータである。

またｐは、確率密度関数で、例えば、血管と血管以外の組織の画素値Ｉ_１，Ｉ_２がそれぞれ多変量正規分布に従うと仮定すると、多変量正規分布の確率密度関数ｐは式（１１）で表すことができる。

式中、μは平均、Σは分散共分散行列（分散）、ｘは合成に用いられる画素値の組（Ｉ_１、Ｉ_２、…）を表すベクトルであり、ｍはｘの次元数、すなわち合成に用いる画像の種類の数である。

合成パラメータ設定部２２０は、複数種の画像の事前画素値データに基づき、式（１０）の合成パラメータを算出する。具体的には、事前画素値データの各分割領域において、第一実施形態と同様に予め取得した判別情報を用いて血管の画素と血管以外の組織の画素を弁別し、全画素に対する血管の画素の割合（合成パラメータａ）を算出する。弁別後の血管の画素及び血管以外の組織の画素について、それぞれ平均と分散を算出する。ｘは複数種の画像の事前画素値データの画素値の組を用いる。

合成パラメータ設定部２２０は、以上の合成パラメータを算出する処理を分割領域全部について行うまで繰り返し（ステップＳ３２３）、合成パラメータ設定ステップを完了する。

合成画像作成部２３０は、合成パラメータ設定部２２０が算出した合成パラメータと、式（１０）（１１）におけるｘとして、実際に被検体で撮像した複数種の画像の画素値を用い、ある画素が血管である確率ｆを算出する。こうして算出した確率を画素値とする画像は、血管の画素値が１に近づき、血管以外の組織の画素値がほぼ０になることから、血管が高輝度のＭＲＡ画像となり、そのまま合成画像として用いることができる。

さらに次式（１２）で示すように、合成パラメータｕ、ｖを追加することで、より画質を向上できる。

合成パラメータｕ、ｖにより、血管以外の組織の平均が０、分散が１となるように一意に決定できる。

本実施形態においても第一実施形態及び第二実施形態と同様に、別途ＭＲＡ撮像を行うことなく複数の物性依存画像から、物性依存画像とは別に血管等特定組織描出能に優れた画像を作成し、表示させることができる。

なお本実施形態では、一次多項式以外の合成関数の例として、確率関数を用いる場合を説明したが、ほかにも、血管である確率を算出する関数としてシグモイド関数を利用し，シグモイド関数のパラメータを合成パラメータとして，ロジスティック回帰を用いて設定する方法などもあり、採用することができる。

＜＜第四実施形態＞＞
次に、本発明の第四実施形態について説明する。第四実施形態は、第一〜第三の実施形態のＭＲＩ装置と基本的に同様の構成を有するが、第一〜第三の実施形態とは異なり、物性値を使用した診断を可能にするための定量画像を算出する機能を有する。

具体的には、本実施形態の計算機１１０は、図６に示すように、定量画像算出部６１０をさらに備える。以下、第一実施形態と異なる点を中心に本実施形態の処理を説明する。

図７に第四実施形態の処理の概要を示す。画像取得部２１０は、所定のパルスシーケンスを用いて撮像を行い複数の物性値依存画像を取得する（ステップＳ３１０）。定量画像算出部６１０は、撮像した画像から、撮像領域内の画素ごとに、物性値の算出を行い、物性値を画素値とする定量画像の算出を行う（ステップＳ７１０）。合成画像作成部２３０は、画像取得部２１０が撮像した物性値依存画像と、定量画像算出部６１０が算出した定量画像の両方または一方を用いて、画像合成を行う（Ｓ３３０）。合成に先立ち、合成パラメータ設定部２２０は、合成画像作成部２３０が用いる合成パラメータを設定する（Ｓ３２０）。定量画像は、血管以外の組織の物性値の違いも反映された物性値依存画像であり、血管の画素値は流れの影響を受けて場所により異なる。従って定量画像を適切な合成パラメータで合成することで、血管描出能に優れたＭＲＡ画像を作成することができる。

以下、図８を用いて処理の詳細を説明する。
＜ステップＳ３１０＞
画像取得部２１０は、複数の物性値依存画像８０１を取得する。パルスシーケンスは、グラディエントエコー系のパルスシーケンスを用いることが好ましいが、それ以外のパルスシーケンス、例えば、スピンエコー法、反転回復法、拡散強調画像法などのパルスシーケンスを用いても良い。

具体的には、撮像パラメータＴＲ、ＴＥ、ＦＡ、θの組み合わせが異なり、残りの条件が同じパルスシーケンスか、またはひとつのパルスシーケンス内でＴＥの異なる複数のエコーを取得するパルスシーケンスを用いて撮像し，ＴＲ、ＴＥ、ＦＡ、θの組み合わせの異なるＮ種類の強調画像８０１−１から８０１−Ｎを取得する。

撮像パラメータの組み合わせとして、好適にはＴＲまたはＦＡの異なる３種類以上、より好適にはＴＥまたはθの異なる撮像パラメータの条件も加えた４種類以上の強調画像を撮像することが望ましい。これにより後述する定量値の算出において、３つの未知数ＰＤ、Ｔ１、Ｂ１或いは４つの未知数ＰＤ、Ｔ１、Ｔ２、Ｂ１をフィッティングにより一度に求めることができ、２種類の場合に比べ、合成画像作成部２３０で用いる画像を多くすることができ、ＭＲＡ画像の画質が向上する利点がある。さらに好適には、ＴＲ，ＦＡ，ＴＥ，θの異なる撮像条件を増やし、５種類以上の強調画像を撮像することが望ましい。算出する定量画像の種類より撮像する画像が多いため、フィッティングにおいてノイズの影響が少なくなり、ノイズの少ない定量画像が得られる利点がある。

＜ステップＳ７１０＞
定量画像算出部６１０は、撮像で用いられたパルスシーケンスについて、撮像パラメータ、物性値、輝度の関係を表す輝度関数を用いて、撮像領域内の画素ごとに、強調画像から物性値を推定する。推定は、輝度関数を、撮像した輝度と撮像条件に対して最少二乗フィッティングすることで定量値を算出する。輝度関数は、スピンエコー法、反転回復法、グラディエントエコー法のパルスシーケンスには、既知の輝度関数が存在するので（例えば、前掲の式（７）など）、それを用いることができる。また、ＲＦ Ｓｐｏｉｌｅｄ Ｓｔｅａｄｙ Ｓｔａｔｅ Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ （ＲＳＳＧ）などの、解析的な輝度関数が複雑なためフィッティング困難な高速撮像シーケンスに対して、シミュレーションにより輝度関数を作成してもよい。これらの輝度関数を、撮像した画像の輝度と撮像条件に対してフィッティングすることで物性値を求めることができる。

また、輝度関数のフィッティング以外の手法として、物性値と輝度の関係を直接的に示すデータベースをシミュレーションにより事前に作成しておき、マッチングにより物性値を求める方法もあり、いずれも採用することができる。

画素毎に定量値を算出することで、定量値を画素値とする定量画像が得られる。算出される定量画像としては、例えばＰＤ画像８０２−１、Ｔ１画像８０２−２、Ｔ２画像８０２−３がある。また、被検体内のＲＦ照射強度Ｂ１も算出することができる。

＜Ｓ３２０〜Ｓ３４０＞
合成パラメータ設定部２２０は、第一実施形態と同様の手法で、複数の画像を合成する際の合成パラメータを決定する。合成に使用する物性値依存画像としては、画像取得部２１０でパルスシーケンスを用いて撮像した強調画像、及び、定量画像算出部６１０で取得した定量画像のほか、これらからさらに計算により求めた画像も含まれる。例えば定量画像であるＰＤ画像と、Ｔ１値画像と、Ｔ２値画像とから、以下のスピンエコーの輝度の理論式で強調画像を作成することができる。

式（１３）中、ＴＲ、ＴＥは撮像パラメータであり、ＴＲ、ＴＥを変えて計算することで、様々な強調画像を作成することができる。ここではスピンエコーの輝度の理論式を用いたが、物性値に依存した値を出力する任意の関数、例えば指数関数、対数関数、三角関数、ガウス関数、シグモイド関数、多項式など様々な関数およびその組み合わせを用いることができる。関数を変えることで、強調度合いの異なる画像を算出することができる。

これら画像は、任意に２以上を組み合わせて合成することができ、合成パラメータ設定部２２０は、組み合わせた画像の組に対応する標準データを用いて合成パラメータを設定する。なお合成すべき画像の組み合わせは、ユーザーが指定するようにしてもよいし、予め取得されている標準データに合わせてシステムが決定してもよい。

合成画像作成部２３０は、合成パラメータ設定部２２０が設定した合成パラメータを用いて、指定或いは決定された組み合わせの画像を合成する（Ｓ３３０）。診断画像出力部２４０は合成画像と、それ以外の物性値依存画像や定量画像或いは計算画像を診断用画像として、例えば表示装置１１１に出力する（Ｓ３４０）。これにより、血管以外の組織の、強調度合いの異なる様々な診断画像を出力できる。

定量画像は、白質、灰白質の構造を把握することができ診断に役立つとともに、疾患の定量評価が可能になる。また、物性値から様々な診断画像を後処理にて合成できることが知られている。本実施形態によれば、定量画像とＭＲＡ画像を同時に取得することが可能になり、検査時間のさらなる短縮が期待できる。

なお、本実施形態の画像取得部２１０がグラディエントエコー系のパルスシーケンスを用いて、撮像パラメータＴＲ，ＦＡ，ＴＥ，θの異なる撮像条件で計測部により撮像を行い、ＰＤ，Ｔ１，Ｔ２，Ｂ１を算出する場合について説明したが、画像取得部２１０が用いるパルスシーケンス、撮像ごとに変更する撮像パラメータ、算出される物性値は、ほかにも様々な場合が考えられる。

また、反転回復法を用いる場合の反転時間ＴＩ、拡散強調画像法のパルスシーケンスのｂ値などの撮像パラメータを変更しても良い。ＴＩを変えることでもＴ１を算出することができる。また、ｂ値を変えることで拡散係数への依存性の異なる複数の拡散強調画像が得られ、画素ごとに見かけの拡散係数ＡＤＣを計算することができる。

＜＜第五実施形態＞＞
第五実施形態は、第一実施形態のＭＲＩ装置と基本的に同様の構成を有するが、ユーザーが被検体ごとに適した合成パラメータに調節できるようにする機能を有する点が第一実施形態とは異なる。

具体的には、本実施形態の計算機１１０は、図２の構成に加え、図９に示すように、合成パラメータ調節部９１０をさらに備える。

以下、第一実施形態と異なる点を中心に本実施形態の処理フローを説明する。第五実施形態の処理フローを図１０に示す。
図１０に示すように、画像取得部２１０が複数の物性値依存画像を取得し（ステップＳ３１０）、合成パラメータ設定部２２０が合成パラメータを設定すると（ステップＳ３２０）、合成パラメータは記憶装置１１２或いは計算機１１０のメモリに保存される。合成パラメータ調節部９１０は、合成パラメータ設定後に、ユーザーインターフェースを介して入力を受け付け、入力に応じて、合成パラメータ設定部２２０で設定した合成パラメータを調整する（ステップＳ１０１０）。調節後のパラメータを新たに記憶装置１１２に保存し、その合成パラメータを用いて合成部２２０が画像合成を行う（ステップＳ３３０）。

合成パラメータ調節部９１０の動作（Ｓ１０１０）を、図１１を用いて詳細に説明する。
合成パラメータ調節部９１０は、まず、表示装置１１１に、合成パラメータ調節画面１１００を表示する。合成パラメータ調節画面１１００は、例えば、合成パラメータを視覚的に表示する合成パラメータ表示領域１１０１と、ユーザーが行いたい合成パラメータの調節を受け付ける調節受付領域１１０２と、調節完了指示を受け付ける調節完了指示受け付け領域１１０３と、から構成される。合成パラメータ表示領域１１０１には、例えば、パラメータａ、ｂ、ｃそれぞれについて、分割領域ごとにプロットしたグラフを表示するここでは分割領域はＺ方向に分割されているので、分割領域に対応する横軸はＺ方向を示している。

次に、合成パラメータ調節受付領域１１０２は、入力装置１１６のマウス操作などによって、ａ、ｂ、ｃそれぞれのパラメータに対して定数の加算、乗算、などの数値変更、また、対応する分割領域の平行移動などの調整指示を受け付ける。図１１の合成パラメータ調節受付領域１１０２には、ａ、ｂを定数倍するための定数を指示するマウス操作を受け付けるスライドバーと、対応する分割領域の平行移動を受け付けるスライドバーを表示した例を示している。定数倍は、ユーザーがａの倍率をｄと指定したときは、すべての分割領域に割り当てたａをｄ倍する。平行移動は、対応する領域をＺ方向にずらす操作である。例えばユーザーが移動量ｍ（ｍは分割領域の数）を指示したときは、Ｚ方向にｎ（＝１〜Ｎ）番目の分割領域に割り当てられた合成パラメータを（ｎ＋ｍ）番目の分割領域に割り当てる。移動により割当られた合成パラメータがなくなる分割領域には、外挿処理によりパラメータを割り当てる。

合成パラメータ調節部９１０は、合成パラメータ調節受付領域１１０２でユーザーの調節指示を受け付けて合成パラメータを調節した場合には、新たに割り当てた合成パラメータを、合成パラメータ表示領域１１０１に表示する。調節指示の受付は、調節完了指示受付部１１０３がユーザーの調節完了指示を受け付けるまで行う。

調節完了指示受付部１１０３がユーザーの調節完了指示を受け付けた場合には、ステップＳ１０１０は終了し、新たに設定された合成パラメータが、ステップＳ３３０で合成画像の作成に用いられる。

以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置１００は、ユーザーが被検体ごとに適した合成パラメータに調節することができる。

なお、本実施形態の合成パラメータ表示領域１１０１が、調整受け付け領域１１０２の機能の一部または全部を兼ねるように構成しても良い。その場合、例えば、合成パラメータ表示領域１１０１に表示された合成パラメータのグラフの一部または全体をユーザーがマウス操作により動かすことができるように構成し、ユーザーが指定したグラフ形状になるように、合成パラメータの値を設定することで、ユーザーが視覚的にわかりやすい形で合成パラメータを調節できる。

以上、本発明のＭＲＩ装置の各実施形態を説明したが、本発明はこれら実施形態に限定されることなく、付加的な要素の追加や削除などの種々の変更や実施形態の組合わせが可能である。

また各実施形態では主として特定組織が血管であって、血管の形状を診断するためのＭＲＡ画像と、血管以外の組織を診断するための物性値依存画像を出力する場合を説明したが、血管以外にも、任意の特定の組織の形状を診断するための画像と、特定組織以外の組織を診断するための物性値依存画像を出力するように構成することも可能である。血管の代わりに、例えば、白質、灰白質、脳脊髄液などを対象組織とすることができる。例えば白質を対象とする場合には、白質のみを高輝度にした画像と、物性値依存画像の両方を同時に取得できる。

１００：ＭＲＩ装置、 １０１：マグネット、 １０２：傾斜磁場コイル、 １０３：被検体、 １０４：シーケンサ、 １０５：傾斜磁場電源、 １０６：高周波磁場発生器、 １０７：ＲＦコイル、 １０８：ＲＦプローブ、 １０９：受信器、 １１０：計算機、 １１１：表示装置、 １１２：記憶装置、 １１３：シムコイル、 １１４：シム電源、 １１５：寝台、 １１６：入力装置、２１０：画像取得部、２２０：合成パラメータ設定部、２３０：合成画像作成部、２４０：診断画像出力部、６１０：定量画像算出部、９１０：合成パラメータ調節部。

Claims (15)

1. 所定のパルスシーケンスに従って複数の撮像条件で核磁気共鳴信号を計測し、２種類以上の画像を取得する計測部と、
   前記２種類以上の画像を、所定の合成パラメータと合成関数とを用いて合成し、合成画像を作成する合成画像作成部と、
   前記合成画像作成部が用いる合成パラメータを設定する合成パラメータ設定部とを備え、
   前記合成パラメータ設定部は、前記計測部が取得した画像に複数の分割領域を設定し、前記分割領域ごとに、前記２種類以上の画像の標準データに基づき、特定組織の画素値と特定組織以外の組織の画素値との差が大きくなる条件を満たす合成パラメータを設定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記特定組織は血管であり、前記合成画像は血管診断用画像であること、
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記合成パラメータ設定部は、撮像領域を血液が主に流れる方向と垂直な断面ごとに分割した領域を前記分割領域として設定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記計測部は、前記複数の撮像条件として、フリップ角、繰り返し時間、エコー時間、高周波磁場パルス位相増分値、の少なくとも一つが異なる条件で撮像することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記計測部が用いるパルスシーケンスは、グラディエントエコー系シーケンスであり、
   前記計測部は、前記複数の撮像条件として、フリップ角または繰り返し時間の少なくとも一方を変えた二つ以上の条件で撮像することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記計測部で取得される画像のうち少なくとも一つは、特定組織以外の組織の、プロトン密度、縦緩和時間、横緩和時間のいずれかの違いを強調した画像であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記合成関数が、前記特定組織か前記特定組織以外の組織であるかを示す値を出力する判別関数であり、
   前記合成パラメータ設定部は、前記分割領域における画素値の代表値が全分割領域で共通値となる条件を満たすように前記合成パラメータを設定すること、
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記画素値の代表値は、平均と分散、または、中央値と四分位範囲であること、
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
9. 請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記判別関数が、一次多項式であり、
   前記合成パラメータが、前記一次多項式の係数と定数項であること、を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
10. 請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記合成関数が、前記特定組織である確率を計算する関数であり、
    前記合成パラメータが、前記確率を計算する関数のパラメータであること、
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
11. 請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記標準データは、あらかじめ複数の被験者を前記所定のパルスシーケンスを用いて撮像するか、または前記所定のパルスシーケンスで得られる画素値をシミュレーションすることで取得される、前記分割領域ごとの、特定組織と特定組織以外の組織それぞれの画素値のデータであること、を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
12. 請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記所定のパルスシーケンスで撮像した複数の画像から、定量画像を算出する、定量画像算出部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。
13. 請求項１２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記定量画像算出部は、前記定量画像から、強調画像を算出する機能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。
14. 請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    ユーザーからの入力を受け付け、前記合成パラメータ設定部が設定した前記合成パラメータを調節する合成パラメータ調節部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。
15. 所定のパルスシーケンスに従って複数の撮像条件で計測した核磁気共鳴信号から得た２種類以上の物性値依存画像を、所定の合成関数と合成パラメータとを用いて合成し、特定組織の診断画像となる合成画像を生成する磁気共鳴画像処理方法であって、
    前記物性値依存画像に複数の分割領域を設定し、
    前記分割領域ごとに、前記２種類以上の物性値依存画像の標準データを用いて、核磁気共鳴信号の計測により取得した前記２種類以上の物性値依存画像について、特定組織の画素値と特定組織以外の組織の画素値との差が大きくなる条件を満たす合成パラメータを設定し、
    前記合成パラメータと前記合成関数とを用いて合成画像を作成することを特徴とする磁気共鳴画像処理方法。

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