图像处理装置和磁共振成像装置的制作方法

专利名称：图像处理装置和磁共振成像装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及根据为了医疗领域的诊断而收集到的3维体数据(volume data)生成投影图像数据和参数图像数据的图像处理装置和磁共振成像装置。
背景技术：
作为医疗领域中的图像诊断法之一，有磁共振成像(MRI :Magnetic Resonance Imaging)。磁共振成像是用拉莫尔频率的RF (radio freqency 射频)信号对处于静磁场中的被检体的原子核自旋进行磁激励，根据伴随着该激励所产生的MR信号而重构图像的摄影方法。在磁共振成像中的成像法中，有一种扩散成像。扩散成像是对增强了水分子等粒子因热产生布朗运动而散乱的扩散效果的扩散强调图像(DWI diffusion weighted image)进行摄影。由于该扩散成像在脑梗塞的早期诊断中有用，所以引人注目。另外，在神经纤维的各向异性的检测、以及相反利用了各向异性的神经纤维描绘等的脑神经领域中， 扩散成像作为扩散张量成像(DTI diffusion tensor imaging)而正在发展。进而，近年来，磁共振成像的适用范围已经扩展到全身区域，使得能够应用于癌的筛查等。在扩散成像中，使用了增强了因扩散而产生的MR信号衰减而伴随着MPG (Motion Probing Gradient)脉冲的施加的脉冲序列。最简单地可以如公式(1)那样表示因扩散而产生的信号强度S。S = S0exp(_b · ADC)......(1)其中，在公式⑴中，b[s/mm2]是表示因扩散产生的信号衰减的程度的倾斜磁场因子，ADC (Apparent Diffusion Coefficient)是扩散的程度，&是倾斜磁场因子b = 0时的
信号强度。在扩散成像的一般临床应用中，作为简便的方法，大多施加一个方向的MPG脉冲， 只使用设置为b = 1000左右而摄影的DWI、以及b = 0的作为基础的图像的1组图像进行诊断。另外，通常，由于设置为回波时间TE(echo time) > 60ms左右，所以b = 0的作为基础的图像为具有增强了横缓和时间(T2)的不同的对比度的T2增强图像(T2W :T2weighted image)0但是，DWI是作为基础的(b = 0的)图像的对比度由于扩散而变化了的图像。因此，在DWI中不只混合了由于扩散而变化了的成分，还混合了由于Tl (纵缓和时间)和T2 而变化了的成分。另一方面，在b = 0的T2W中，病组织具有比周围的正常组织高的信号的情况很多。已知在这样的情况下，在DWI中，会产生以下的所谓的T2Shine through现象 即使信号强度因扩散而降低，病组织相对于周围的正常组织仍然是高信号。另外，在施加了一个方向的MPG脉冲的情况下，DffI是具有依存于神经纤维和MPG脉冲的施加方向的对比度的图像。即，MPG脉冲的施加方向和神经纤维的走向越是平行，则信号强度越是因扩散而降低。因此，有医生因T2shine through和DWI中的对比度的MPG的方向依存性而产生读图错误的问题。因此，广泛使用了以下的方法摄影b = 0的T2W、在至少3个方向上改变了 MPG使得在空间上各向同性的DWI，只求出作为不依存于坐标系的参数的traceADC的ADC图像。 另外，根据需要，还进行上述的DTI。DTI用于使用b = 0的T2W和至少在6个方向上改变了 MPG而摄影了的DWI，不只求出traceADC，还求出作为表示神经纤维的各向异性的参数的 FA(Fractional Anisotropy)等参数的定量值图像而用于诊断。特别在通过扩散成像进行癌的筛查的情况下，需要根据全身等广范围的体数据全体作成定量图像(例如参考非专利文献1)。通常，由于癌的候选部分的扩散相对于正常组织小(即ADC小)，所以在DWI中， 癌的候选部分相对于正常组织为高信号。另一方面，在全身脏器的癌的筛查中，能够得到大量的体数据。因此，通过对DWI进行最大值投影(MIP:Maximum Intensity Projection)处理，来对图像数据进行压缩。所以，大多显示压缩了的图像信息用于诊断。另外，在将扩散成像适用于体干部分的癌的筛查的情况下，由于脂肪的ADC小，所以如果将通过通常的处理得到的DWI用于诊断，则有将脂肪误诊为癌的可能性。因此，在体干部分的癌的筛查中，在同时利用脂肪抑制来预先降低脂肪信号的基础上，进行DWI的收集。可以认为在同时利用了脂肪抑制的情况下，脂肪以外的正常组织的T2值短，并且ADC 也大，因此在DWI上的低信号的部分中存在癌组织的概率小，能够看作为正常部分。另外，在医生对根据DWI作成的ADC图像进行读图的情况下，还使DWI上的高信号部分与ADC图像对应，进行重点诊断。对于癌和正常部分的对比度，有DWI容易比ADC图像大的倾向。这是因为在DWI中有因T2造成的对比度的相乘效果。图11是表示通过现有的磁共振成像得到的体干部分的扩散临床例子的胰脏癌肝转移(pancreatic cancer and liver metastasis)的 T2 增强图像(T2W)的图，图 12 是表示通过现有的磁共振成像得到的图11所示的胰脏癌肝转移的扩散增强图像(DWI)的图，图 13是表示通过现有的磁共振成像得到的图11所示的胰脏癌肝转移的ADC图像的图。根据图11的T2W(b = 0)，可以确认箭头所示的癌部分与周围的正常组织相比，是稍微高的信号。这表示癌部分的T2值长。另外，在图12的DWI(b = 1000)上，可以确认出用比T2W上还高的信号描绘出箭头所示的癌部分。相反，在图13的ADC图像上，可以确认出箭头所示的癌部分的信号为低值。另外，根据图12和图13，可知癌部分相对于正常组织的对比度差与ADC图像相比，DffI的一方大。图14是模式地表示扩散成像中的正常组织和癌部分各自的倾斜磁场因子b的值所对应的信号强度变化的图。在图14中，横轴表示倾斜磁场因子b[SeC/mm2]，纵轴表示信号强度(Signal htensity)。另外，图14中的实线表示正常组织(normal tissue)中的与倾斜磁场因子b 的值对应的信号强度的变化，虚线表示癌部分(tumor)中的与倾斜磁场因子b的值对应的信号强度的变化。如图14所示，癌部分与正常组织相比，有b = 0的信号强度大，并且相对于b的增力口，衰减小的性质。因此，与b = 0的T2W中的癌部分与正常组织的信号强度差相比，b = 1000的DWI中的癌部分与正常组织的信号强度差大。其结果是可以理解为DWI与T2W相比，癌的检测灵敏度高。非专禾U 文献 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图像中，癌的候选部位为低信号，并且与周围的正常组织的对比度差比DWI小。因此，不进行对ADC图像的MIP处理和最小值投影(MinIP minimum intensity projection)等向2维面的投影处理。因此，即使作成ADC图像，医生也只能以切片单位进行读图。因此，ADC图像的读图非常消耗医生的劳力。另一方面，在DWI中作为高信号部分检测出的癌的候选部位中设置关注区域 (R0I :region of interest)，数值化对DWI进行诊断。但是，有将医生的随意性加入到ROI 的设置中的可能性。另外，医生只能作为ROI全体的平均值来掌握癌的候选部位的数值信息。因此，有容易产生癌的漏诊的问题。在这样的背景下，利用了 ADC图像的全身脏器的诊断的现状是与认识到其重要性无关地对脑的诊断等并没有一般化。因此，有可能对癌诊断中的特征积累产生障碍。另外，这样的问题并不只限于MRI，在各种图像诊断装置中，对摄影了的诊断图像是共通的。即，医生需要对大量的图像信息进行读图的结果是不只是对诊断效率和诊断效果的提高，还有可能对诊断方法自身的采用产生障碍。作为其具体例子，如上所述，可以列举以下的情况在处理大量的体数据的MRI的全身的扩散成像中，不只是DWI，还要求出 ADC、FA等各种参数的定量值。另外，生成大量的图像信息也有造成信息处理量的增加的问题。

发明内容
本发明就是为了对应现有技术的问题而提出的，其目的在于提供一种能够通过对供给诊断用的ADC、FA等图像信息进行选择或压缩，来降低医生的读图负担，进而提高诊断效率和诊断效果的图像处理装置和磁共振成像装置。另外，本发明的另一个目的在于提供一种能够以更少的信息处理量将ADC、FA等图像信息供给诊断用的图像处理装置和磁共振成像装置。本发明的图像处理装置为了达到上述目的，如权利要求1所记载的那样，其特征在于包括存储扩散增强图像数据的存储单元；在上述扩散增强图像数据中，确定计算对象区域的确定单元；根据上述扩散增强图像数据，针对上述计算对象区域计算扩散系数和作为扩散各向异性的指标的各向异性比率的至少一个的计算单元；显示通过上述计算单元计算出的上述扩散系数和上述各向异性比率的至少一个的显示单元。另外，本发明的磁共振成像装置为了达到上述目的，如权利要求10所记载的那样，其特征在于包括收集扩散增强图像数据的数据收集单元；在上述扩散增强图像数据中，确定计算对象区域的确定单元；根据上述扩散增强图像数据，针对上述计算对象区域计算扩散系数和作为扩散各向异性的指标的各向异性比率的至少一个的计算单元；显示通过上述计算单元计算出的上述扩散系数和上述各向异性比率的至少一个的显示单元。在本发明的图像处理装置和磁共振成像装置中，通过对供给诊断用的ADC、FA等图像信息进行选择或压缩，能够降低医生的读图负担，进而提高诊断效率和诊断效果。另外，在本发明的图像处理装置和磁共振成像装置中，能够以更少的信息处理量将ADC、FA等图像信息供给诊断用。


图1是本发明的实施例1的磁共振成像装置的结构图。图2是图1所示的磁共振成像装置的计算机的功能框图。图3是表示在图1所示的磁共振成像装置中使用的DWI序列的图。图4是表示图2所示的图像处理装置中的图像处理的流程的流程图。图5是表示在图2所示的图像处理装置中作成的ADC图像和投影ADC图像的关系的图。图6是表示将在图2所示的图像处理装置中作成的图像显示在显示装置中的例子的图。图7是本发明的实施例2的磁共振成像装置所具备的图像处理装置的功能框图。图8是表示图7所示的图像处理装置中的图像处理的流程的流程图。图9是表示在图7所示的图像处理装置中作成的ADC图像和投影ADC图像的关系的图。图10是使用了本发明的图像处理装置的图像诊断系统的结构图。图11是通过现有的磁共振成像得到的体干部分的扩散临床例子的胰脏癌肝转移 (pancreatic cancer and liver metastasis) ^ T2(T2W)。图12是通过现有的磁共振成像得到的图11所示的胰脏癌肝转移的扩散增强图像 (DffI)。图13是通过现有的磁共振成像得到的图11所示的胰脏癌肝转移的ADC图像。图14是模式地表示扩散成像中的正常组织和癌部分各自的倾斜磁场因子b的值所对应的信号强度变化的图。
具体实施例方式参考附图，说明本发明的图像处理装置和磁共振成像装置的实施例。(实施例1)(结构和功能)图1是本发明的实施例1的磁共振成像装置的结构图。磁共振成像装置20的结构具备形成静磁场的筒状的静磁场用磁铁21，并且将设置在该静磁场用磁铁21的内部的勻场线圈22、倾斜磁场线圈23和RF线圈M内置在未图示的架台中。另外，在磁共振成像装置20中，具备控制系统25。控制系统25具备静磁场电源 26、倾斜磁场电源27、勻场线圈电源观、发送器四、接收器30、序列控制器31和计算机32。 控制系统25的倾斜磁场电源27具备X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y和Z轴倾斜磁场电源27z。另外，在计算机32中，具备输入装置33、显示装置34、计算装置35和存储装置36。静磁场用磁铁21与静磁场电源沈连接，具有通过从静磁场电源沈提供的电流在摄像区域中形成静磁场的功能。另外，静磁场用磁铁21大多由超导线圈构成，在励磁时与静磁场电源26连接而被供给电流，但一旦励磁后，一般成为非连接状态。另外，也有用永久磁铁构成静磁场用磁铁21，不设置静磁场电源沈的情况。另外，在静磁场用磁铁21的内侧，在同一轴上设置筒状的勻场线圈22。构成为勻场线圈22与勻场线圈电源观连接，从勻场线圈电源洲向勻场线圈22供给电流而使静磁场均勻化。倾斜磁场线圈23具备X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y和Z轴倾斜磁场线圈23z，在静磁场用磁铁21的内部形成为筒状。在倾斜磁场线圈23的内侧设置有卧台37而成为摄像区域，将被检体P设置在卧台37上。RF线圈M也有不内置在架台中，而设置在卧台37和被检体P近旁的情况。另外，倾斜磁场线圈23与倾斜磁场电源27连接。倾斜磁场线圈23的X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y和Z轴倾斜磁场线圈23z分别与倾斜磁场电源27的X 轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y和Z轴倾斜磁场电源27z连接。另外，通过从X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y和Z轴倾斜磁场电源 27z分别向X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y和Z轴倾斜磁场线圈23z供给的电流，在摄像区域中分别能够形成X轴方向的倾斜磁场Gx、Y轴方向的倾斜磁场Gy、Z轴方向的倾斜磁场fe。RF线圈M与发送器四和接收器30连接。RF线圈M具有从发送器四接收高频信号并发送到被检体P的功能；接收因被检体P内部的原子核自旋的高频信号所产生的激励所伴随产生的NMR信号并提供给接收器30的功能。另一方面，控制系统25的序列控制器31与倾斜磁场电源27、发送器四和接收器 30连接。序列控制器31具有存储为了驱动倾斜磁场电源27、发送器四和接收器30所需要的控制信息，例如记述了应该向倾斜磁场电源27施加的脉冲电流的强度、施加时间、施加定时等动作控制信息的序列信息的功能；通过依照所存储的规定的序列而驱动倾斜磁场电源27、发送器四和接收器30，来产生X轴倾斜磁场Gx、Y轴倾斜磁场Gy、Z轴倾斜磁场 Gz和高频信号的功能。另外，序列控制器31构成为接收通过对接收器30的NMR信号的检波和A/D变换所得到的复数数据的原始数据(raw data)并提供给计算机32。因此，发送器四具备根据从序列控制器31接收到的控制信息将高频信号提供给 RF线圈M的功能，另一方面，接收器30具备通过对从RF线圈M接收到的NMR信号进行检波，执行所需要的信号处理，同时进行A/D变换，由此生成数字化了的作为复数数据的原始数据的功能；将所生成的原始数据提供给序列控制器31的功能。另外，通过由计算装置35执行保存在计算机32的存储装置36中的程序，而在计算机32中具备各种功能。但不只是程序，也可以设置特定的电路来构成计算机32。图2是图1所示的磁共振成像装置20的计算机32的功能框图。计算机32通过程序而作为序列控制器控制部件40、k空间数据库41、摄影条件设置部件42、图像重构部件43、实空间数据库44、图像处理装置45发挥功能。图像处理装置 45具备标准化部件46、第一参数图像作成部件47、掩模作成部件48、3D参数图像作成部件 49、第二参数图像作成部件50、参照图像作成部件51、临床数据库52。序列控制器控制部件40具有根据来自输入装置33或其他构成要素的信息，向序列控制器31提供脉冲序列而驱动控制的功能。特别地，序列控制器控制部件40能够向序列控制器31提供任意的序列，收集T2W等图像，另外还提供伴随着MPG脉冲的施加的DWI 序列，执行扩散成像。另外，序列控制器控制部件40具有从序列控制器31接收作为k空间数据的原始数据，并配置在形成在k空间数据库41中的k空间(傅立叶空间)的功能。因此，在k空间数据库41中，作为k空间数据保存有在接收器30中生成的各原始数据。摄影条件设置部件42具有作成DWI序列等脉冲序列作为摄影条件，并提供给序列控制器控制部件40的功能。图像重构部件43具有从k空间数据库41取得k空间数据，实施傅立叶变换处理等图像重构处理，由此生成实空间的3维图像数据作为体数据，将生成的体数据写入到实空间数据库44中的功能。因此，在实空间数据库44中，保存有通过图像重构部件43生成的体数据，即通过扫描而收集到的体数据。另外，通过扩散成像得到的倾斜磁场因子b >0 的体数据为DWI体数据，作为倾斜磁场因子b = 0得到的体数据如果是TE > 80ms左右，则为T2W体数据。以下，说明倾斜磁场因子b = 0的作为基础的体数据是T2W体数据的情况。通过调整DWI序列中的MPG脉冲的强度和施加时间，能够控制倾斜磁场因子b的值。图3是表示在图1所示的磁共振成像装置20中使用的DWI序列的图。在图3中，RF表示从RF线圈M向被检体P发送的高频信号和来自被检体P的回波信号，MPG表示MPG脉冲，Gr表示读出用倾斜磁场脉冲。图3表示EPI (echo planar imaging)的DffI序列。即，在施加90度脉冲后，施加180度脉冲。另外，在施加90度脉冲后，在180度脉冲的前后，施加MPG脉冲。进而，在施加MPG脉冲后，施加读出用倾斜磁场脉冲。这样，从被检体P得到回波信号。与要得到的倾斜磁场因子b的值对应地如下式(2)那样决定图3所示的MPG脉冲的强度G、施加时间δ、从最初的MPG脉冲的施加开始到下一个MPG脉冲的施加开始的时间 Δ。b= \^G(t)dt)7dT = r2G202(A~S/3) (Z)倾斜磁场因子b越大，则能够以更小的扩散作为相位的偏移进行图像化。将倾斜磁场因子b的值设置为从50[s/mm2]到最多2000 [s/mm2]左右的值。例如，在要在腹部中检测癌的情况下，将倾斜磁场因子b的值设置为从500[s/mm2]到2000[s/mm2]左右的值。可知为了根据公式⑵增大倾斜磁场因子b的值，可以增大MPG脉冲的强度G，或延长施加时间δ或从最初的MPG脉冲的施加开始到下一个MPG脉冲的施加开始的时间△。图像处理装置45具有将保存在实空间数据库44中的体数据作为原始数据，作成具有相互不同的参数的定量的至少2种参数图像供给诊断用的功能。作为一个例子，图像处理装置45构成为根据DWI体数据，作成对DWI进行了 2维投影的投影DWI、分别对ADC图像和FA图像进行了 2维投影的投影ADC图像和投影FA图像。
用于作成投影ADC图像和投影FA图像的DWI体数据不一定必须是同种类的DWI体数据。例如，可以预先将倾斜磁场因子b的值不同的多种DWI体数据或MPG脉冲的施加方向不同的多种DWI体数据保存在实空间数据库44中，由图像处理装置45根据多种DWI体数据作成投影ADC图像和投影FA图像。另外，作为ADC图像，如果根据在3个以上方向上改变MPG而收集到的DWI，为了作成投影ADC图像而求出不依存于座标系的traceADC图像，则可以将不依存于方向的投影 ADC 图像供给诊断用。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，记载了根据6轴方向的MPG求出的traceADC和FA的详细。其中，如果使用全部的DWI体数据作成投影ADC图像和投影FA图像，则信息量非常大，因此在图像处理装置45中，具有选择性地只使用对诊断有用的信息，作成投影ADC 图像和投影FA图像的功能。具体地说，在DWI中，相对于正常组织和空气为低信号，癌的候选部分为高信号。 因此，为了在DWI中选择性地抽出癌的候选部分，而设置信号强度的阈值，将超过阈值的范围作为定量图像的投影ADC图像和投影FA图像的计算对象。即，图像处理装置45具有作成用于在DWI体数据中决定作为投影ADC图像和投影FA图像的计算对象区域的癌候选部分的掩模的功能。因此，图像处理装置45的各构成要素具备用于进行上述处理的各功能。标准化部件46具有从实空间数据库44读入DWI体数据和T2W体数据，进行标准化的功能；将标准化后的DWI体数据提供给第一参数图像作成部件47、掩模作成部件48和 3D参数图像作成部件49，将标准化后的T2W体数据提供给3D参数图像作成部件49的功能。 通常，在MRI中收集的信号的强度与磁场强度、RF线圈M、被检体P的大小、脉冲序列的种类等各种检查条件对应地，以检查单位进行变化。因此，通过进行DWI体数据和T2W体数据的图像值的标准化，能够降低检查单位中的信号强度的差。另外，标准化部件46构成为从临床数据库52取得标准化所需要的数据。第一参数图像作成部件47具有通过对从标准化部件46接收到的标准化后的 DffI体数据实施MIP处理，进行2维投影的功能。另外，第一参数图像作成部件47具有将通过DWI体数据的2维投影作成的投影DWI图像显示在显示装置34上的功能。另外，第一参数图像作成部件47还具有根据需要，保存投影DWI图像上的数据的位置和DWI体数据上的位置的对应信息的功能。掩模作成部件48具有通过判断从标准化部件46接收到的标准化后的DWI体数据的信号强度是否位于由预先决定的阈值确定的范围内，而作成用于决定投影ADC图像和投影FA图像的计算对象的掩模的功能；将作成的掩模提供给3D参数图像作成部件49的功能。另外，掩模作成部件48构成为从临床数据库52取得作成掩模所需要的阈值或用于决定阈值的信息。另外，如果使用只通过阈值处理作成的掩模，决定投影ADC图像和投影FA图像的计算对象，则有可能存在以下这样的部分，即由于噪声的影响将疾病部分以外的无用部分抽出为投影ADC图像和投影FA图像的计算对象，相反与疾病部分内无关地没有抽出投影 ADC图像和投影FA图像的计算对象。为了防止它，也可以通过在阈值处理后利用放大缩小处理进行降低孤立点的处理，来作成掩模。即可以进行掩模的放大缩小处理，使得边缘区域包含在投影ADC图像和投影FA图像的计算对象区域中。另外，也可以对阈值自身设置边缘。3D参数图像作成部件49具有使用从掩模作成部件48接收到的掩模，对从标准化部件46接收到的DWI体数据和T2W体数据进行掩模处理的功能；使用掩模处理后的DWI 体数据和T2W体数据，计算3维的ADC图像和FA图像的功能。另外，3D参数图像作成部件 49构成为将通过计算得到的ADC图像提供给第二参数图像作成部件50。第二参数图像作成部件50通过对从3D参数图像作成部件49取得的ADC图像和 FA图像实施MinIP处理、平均投影处理等2维投影处理，作成投影ADC图像和投影FA图像的功能；将作成的投影ADC图像和投影FA图像显示在显示装置34上的功能。另外，第二参数图像作成部件50还具有根据需要，保存投影ADC图像和投影FA图像上的数据各自的位置与作为体数据的ADC图像和FA图像上的各自的位置的对应信息的功能。参照图像作成部件51具有在从输入装置33接收到参照图像的显示指示的情况下，从实空间数据库44读入必要的数据，作成在由第一参数图像作成部件47作成的投影 DffI图像或由第二参数图像作成部件50作成的投影ADC图像和投影FA图像上的与标记 (marking)处理对应的位置上进行了标记的其他希望的参照图像的功能；将作成的参照图像显示在显示装置34上的功能。另外，参照图像作成部件51为了在参照图像上求出应该进行标记的位置，而能够参照分别保存在第一参数图像作成部件47和第二参数图像作成部件50中的投影图像和体图像间的位置的对应信息。进而，参照图像作成部件51还具有根据需要，将希望的图像重叠在由第一参数图像作成部件47作成的投影DWI图像或由第二参数图像作成部件50作成的投影ADC图像和投影FA图像上的功能。在临床数据库52中，保存有标准化部件46的标准化处理所需要的数据、以及掩模作成部件48的掩模作成时所需要的阈值或用于决定阈值的参数、临床数据等信息。(动作和作用)接着，说明磁共振成像装置20的动作和作用。首先，通过执行成像扫描，收集被检体P的T2W体数据。另外，通过执行扩散成像， 收集被检体P的DWI体数据。即，预先将被检体P设置到卧台37上，在由静磁场电源沈励磁了的静磁场用磁铁21 (超导磁铁)的摄像区域中形成静磁场。另外，从勻场线圈电源观向勻场线圈22提供电流，使在摄像区域中形成的静磁场均勻。然后，如果从输入装置33向序列控制器控制部件40提供了被检体P的诊断部位的T2W和DWI的收集指示，则序列控制器控制部件40从摄影条件设置部件42，将伴随着MPG 脉冲施加的DWI序列作为DWI收集用，将任意的脉冲序列作为T2W收集用，取得并提供给序列控制器31。序列控制器31依照从序列控制器控制部件40接收到的脉冲序列，驱动倾斜磁场电源27、发送器四和接收器30，从而在设置有被检体P的摄像区域中形成倾斜磁场， 同时RF线圈M产生高频信号。因此，由RF线圈M接收通过被检体P内部的核磁共振产生的NMR信号，并提供给接收器30。接收器30从RF线圈M接收NMR信号，在执行了必要的信号处理后，通过A/D 变换，生成作为数字数据的NMR信号的原始数据。接收器30将生成的原始数据提供给序列控制器31。序列控制器31将原始数据提供给序列控制器控制部件40，序列控制器控制部件40将原始数据作为k空间数据配置在形成在k空间数据库41中的k空间中。接着，图像重构部件43从k空间数据库41取得k空间数据，实施傅立叶变换处理等图像重构处理，由此作为体数据生成实空间的3维图像数据。从图像重构部件43，将所生成的体数据写入保存到实空间数据库44中。其结果是在实空间数据库44中，保存通过 DffI序列的执行而收集到的DWI体数据、通过T2W收集用的脉冲序列的执行而收集到的T2W 体数据。然后，由图像处理装置45根据保存在实空间数据库44中的DWI体数据和T2W体数据，作成投影DWI图像、投影ADC图像和投影FA图像，并显示在显示装置34上。另外，根据需要，由图像处理装置45作成参照用的图像，并显示在显示装置34上。图4是表示图2所示的图像处理装置45中的图像处理的流程的流程图，在图中对 S附加了数字的符号表示流程图的各步骤。首先，在步骤Sl中，由标准化部件46进行T2W体数据和DWI体数据的标准化。即， 标准化部件46从实空间数据库44读T2W体数据和DWI体数据，分别根据公式(3_1)和公式(3- ，进行T2W体数据和DWI体数据的标准化。
权利要求
1.一种图像处理装置，其特征在于存储扩散增强图像数据的存储单元；将在上述扩散增强图像数据中的信号强度超过阈值的范围确定为计算对象区域的确定单元；根据上述扩散增强图像数据，针对上述计算对象区域计算扩散系数图像和作为扩散各向异性的指标的各向异性比率图像的至少一个的计算单元；显示通过上述计算单元计算出的仅是上述被确定的计算对象区域的上述扩散系数图像和上述各向异性比率图像的至少一个的显示单元。
2.根据权利要求1所述的图像处理装置，其特征在于上述计算单元构成为对上述计算对象区域进行投影处理，另一方面上述显示单元构成为将实施了上述投影处理的图像显示为投影ADC图像或投影FA图像。
3.根据权利要求1所述的图像处理装置，其特征在于上述确定单元构成为将多个扩散增强图像数据或扩散增强体数据中的信号强度超过阈值的范围确定为上述计算对象区域。
4.根据权利要求1所述的图像处理装置，其特征在于上述计算对象区域还可以通过对扩散增强体数据进行了投影处理的投影图像中的信号强度超过阈值的范围被确定。
5.根据权利要求1所述的图像处理装置，其特征在于上述确定单元构成为将癌的候选区域确定为上述计算对象区域。
6.根据权利要求1所述的图像处理装置，其特征在于上述存储单元构成为存储作为倾斜磁场因子的b值和扩散倾斜磁场脉冲的施加方向的至少一个不同的多种扩散增强图像数据，另一方面，上述计算单元构成为根据上述多种扩散增强图像数据，计算上述扩散系数图像和上述各向异性比率图像的至少一个。
7.根据权利要求1所述的图像处理装置，其特征在于上述计算单元构成为根据作为倾斜磁场因子的b值为0的横缓和时间增强图像数据和通过与扩散增强成像不同的成像而收集到的图像数据的至少一个，作成与脏器有关的信息，另一方面，上述显示单元构成为对仅是上述被确定的计算对象区域的扩散系数图像和仅是上述被确定的计算对象区域的各向异性比率图像的至少一个、和与上述脏器有关的信息进行合成显示。
8.根据权利要求1所述的图像处理装置，其特征在于还包括用于向扩散增强图像、ADC图像和FA图像的任意一个附加标记的指定单元，其中上述显示单元构成为显示由上述指定单元附加了上述标记的上述扩散增强图像、仅是上述被确定的计算对象区域的ADC图像和仅是上述被确定的计算对象区域的FA图像的任意一个、以及在与上述标记对应的位置上附加了对应的标记的其他图像。
9.根据权利要求8所述的图像处理装置，其特征在于上述计算单元构成为根据作为倾斜磁场因子的b值为0的横缓和时间增强图像数据和通过与扩散增强成像不同的成像而收集到的图像数据的至少一个，作成断面变换图像，另一方面，上述显示单元构成为在与上述标记对应的位置上附加上述对应的标记，来显示上述断面变换图像。
10.一种磁共振成像装置，其特征在于包括 收集扩散增强图像数据的数据收集单元；将在上述扩散增强图像数据中的信号强度超过阈值的范围确定为计算对象区域的确定单元；根据上述扩散增强图像数据，针对上述计算对象区域计算扩散系数图像和作为扩散各向异性的指标的各向异性比率图像的至少一个的计算单元；显示通过上述计算单元计算出的仅是上述被确定的计算对象区域的上述扩散系数图像和上述各向异性比率图像的至少一个的显示单元。
11.一种图像处理方法，其特征在于包括将在扩散增强图像数据中的信号强度超过阈值的范围确定为计算对象区域的步骤； 根据上述扩散增强图像数据，针对上述计算对象区域，计算扩散系数图像和作为扩散各向异性的指标的各向异性比率图像的至少一个的步骤；显示计算出的仅是上述被确定的计算对象区域的上述扩散系数图像和上述各向异性比率图像的至少一个的步骤。
全文摘要
本发明提供一种能够通过对供给诊断的图像信息进行选择或压缩，来降低医生的读图负担，进而提高诊断效率和诊断效果的图像处理装置和磁共振成像装置。图像处理装置具有根据通过图像诊断装置收集到的体数据(SDWI(x，y，x))，作成第一诊断图像(SDWI_norm(u，v))的第一诊断图像作成单元；设置诊断用的区域(M3D(x，y，x))的区域设置单元；根据体数据(SDWI(x，y，x))中的包含在诊断用区域(M3D(x，y，x))中的体数据(SDWI(x，y，x))，作成第二诊断图像(ADC(u，v))的第二诊断图像作成单元。
文档编号A61B5/055GK102525466SQ20121000299
公开日2012年7月4日 申请日期2007年5月25日 优先权日2006年5月26日
发明者木村徳典 申请人:东芝医疗系统株式会社, 株式会社东芝