圖像分析裝置、圖像分析方法及圖像分析程序的制作方法
【專(zhuān)利摘要】本發(fā)明在目前的保險(xiǎn)診療范圍內(nèi)對(duì)利用包含MRI的醫(yī)療用圖像設(shè)備無(wú)法描繪出的組織或病變進(jìn)行實(shí)際檢測(cè)。當(dāng)對(duì)從活體獲得的MR圖像進(jìn)行分析時(shí)，制作從目標(biāo)區(qū)域獲得的MR信號(hào)的相位差分布，并利用多個(gè)函數(shù)群同時(shí)對(duì)該相位差分布進(jìn)行擬合，基于對(duì)相位差分布進(jìn)行過(guò)擬合的所述多個(gè)函數(shù)群的參數(shù)來(lái)決定對(duì)所述目標(biāo)區(qū)域內(nèi)所包含的組織的磁化率的依存狀態(tài)。
【專(zhuān)利說(shuō)明】圖像分析裝置、圖像分析方法及圖像分析程序
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001]本發(fā)明涉及一種圖像分析裝置、圖像分析方法及圖像分析程序，尤其是涉及一種用來(lái)對(duì)從活體獲得的核磁共振圖像進(jìn)行分析的圖像分析裝置、圖像分析方法及圖像分析程序。
【背景技術(shù)】
[0002]作為癡呆癥的一種的阿爾茨海默氏病(Alzheimer’s Dementia)是目前的大問(wèn)題，在世界范圍內(nèi)正竭盡全力進(jìn)行研究。已知引起該阿爾茨海默氏病的主要原因之一是積存在腦內(nèi)的被稱(chēng)為淀粉狀蛋白(Amyloid) β的蛋白質(zhì)。但是，淀粉狀蛋白β的直徑約為0.1mm以下，認(rèn)為利用現(xiàn)行的任何保險(xiǎn)診療用圖像檢測(cè)設(shè)備均無(wú)法直接描繪出淀粉狀蛋白β。
[0003]然而，包含磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging, MRI)的大部分醫(yī)療用圖像設(shè)備的目的在于直接描繪出成為對(duì)象的組織或病變。但是，在醫(yī)療現(xiàn)場(chǎng)拍攝時(shí)間受到限制，能夠在限制的時(shí)間內(nèi)拍攝到的圖像的分辨率存在極限。在這種限制條件下無(wú)法直接描繪出成為對(duì)象的組織或病變。當(dāng)然，如果為高分辨率的圖像設(shè)備則能夠描繪出成為對(duì)象的組織或病變，但這種圖像設(shè)備不屬于保險(xiǎn)診療的范圍，且設(shè)備價(jià)格也高。
[0004]當(dāng)然，如果使用超高磁場(chǎng)MRI (例如,7特斯拉(tesla)的MRI等),那么也可能直接描繪出成為對(duì)象的組織或病變，但這種超高磁場(chǎng)MRI不屬于保險(xiǎn)診療的范圍。需要不屬于保險(xiǎn)診療范圍的昂貴器械的圖像診斷法不能說(shuō)是針對(duì)也可稱(chēng)得上是當(dāng)務(wù)之急的醫(yī)療問(wèn)題的解決方案，而需求在目前的保險(xiǎn)診療范圍內(nèi)對(duì)利用目前的包含MRI的醫(yī)療用圖像設(shè)備無(wú)法描繪出的組織或病變進(jìn)行實(shí)際 檢測(cè)的方法。
[0005]在這種背景下,例如，專(zhuān)利文獻(xiàn)I所記載的磁共振(Magnetic Resonance,MR)系統(tǒng)是使用三維(3D)傾斜雙回波脈沖序列(3D dipping double echo pulse sequence)在3特斯拉以上的磁場(chǎng)強(qiáng)度下拍攝高分辨力的MR圖像，且為了搜集3D相位圖像而在兩個(gè)不同的回波時(shí)間搜集MR圖像的圖像數(shù)據(jù)。
[0006]而且，為了推斷與磁場(chǎng)的不均一性相關(guān)的一定成分及線(xiàn)性成分而從在MRI之間搜集的計(jì)測(cè)值中減去平滑化球面調(diào)和函數(shù)，從而獲得目標(biāo)區(qū)域內(nèi)的磁場(chǎng)的局部變動(dòng)。由于可通過(guò)MRI計(jì)測(cè)腦內(nèi)的磁場(chǎng)變動(dòng)的能力會(huì)隨著B(niǎo)O的平方而增加，因此，根據(jù)專(zhuān)利文獻(xiàn)I的技術(shù)，腦的磁性及鐵的計(jì)測(cè)的靈敏度變得更高。
[0007]【背景技術(shù)】文獻(xiàn)
[0008]專(zhuān)利文獻(xiàn)
[0009]專(zhuān)利文獻(xiàn)1:日本專(zhuān)利特開(kāi)2005-28151號(hào)公報(bào)
【發(fā)明內(nèi)容】

[0010][發(fā)明所要解決的問(wèn)題]
[0011]然而，所述專(zhuān)利文獻(xiàn)I所記載的技術(shù)是為了提高M(jìn)RI整體的靈敏度，且始終以直接描繪出MR圖像為目的。另外，尚不明確在目前的保險(xiǎn)診療范圍內(nèi)是否能夠?qū)媚壳暗陌琈RI的醫(yī)療用圖像設(shè)備無(wú)法描繪出的組織或病變進(jìn)行檢測(cè)。進(jìn)而，未采用所述專(zhuān)利文獻(xiàn)I所記載的技術(shù)的MRI無(wú)法得到提高靈敏度的好處。
[0012]本發(fā)明是鑒于所述問(wèn)題而完成的，目的在于提供一種能夠在目前的保險(xiǎn)診療范圍內(nèi)對(duì)利用包含MRI的醫(yī)療用圖像設(shè)備無(wú)法描繪出的組織或病變進(jìn)行實(shí)際檢測(cè)的圖像分析裝置、圖像分析方法及圖像分析程序。
[0013][解決問(wèn)題的技術(shù)手段]
[0014]本技術(shù)的圖像分析裝置的實(shí)施方式之一是用來(lái)對(duì)從活體獲得的核磁共振圖像進(jìn)行分析的圖像分析裝置，且構(gòu)成為包括:相位差分布制作部，制作從活體的規(guī)定區(qū)域獲得的核磁共振信號(hào)的相位差或相位(以下，統(tǒng)一稱(chēng)為相位差)的分布；擬合部，利用多個(gè)函數(shù)群對(duì)所述相位差分布進(jìn)行擬合；以及驗(yàn)證部，基于所述規(guī)定區(qū)域內(nèi)所包含的組織的磁化率來(lái)驗(yàn)證包含在所述規(guī)定區(qū)域內(nèi)的活體的正常性，所述磁化率是由對(duì)所述相位差分布進(jìn)行過(guò)擬合的所述多個(gè)函數(shù)群的參數(shù)特定出的。
[0015]此外，所述圖像分析裝置包含在組入到其他設(shè)備中的狀態(tài)下予以實(shí)施、或與其他方法一同實(shí)施等的各種實(shí)施方式。另外，本技術(shù)也可以作為包括所述圖像分析裝置的圖像分析系統(tǒng)、包含與所述裝置的構(gòu)成對(duì)應(yīng)的步驟的圖像分析方法、使計(jì)算機(jī)實(shí)現(xiàn)與所述裝置的構(gòu)成對(duì)應(yīng)的功能的圖像分析程序、以及記錄著該圖像分析程序且可由計(jì)算機(jī)讀取的記錄媒體等而實(shí)現(xiàn)。
[0016][發(fā)明的效果]
[0017]可使用對(duì)組織的微小磁性變化敏感的MRI相位圖像檢測(cè)出微小的組織變化。也就是說(shuō)，通過(guò)將源于組織的部分容積效應(yīng)(partial volume effect)的相位變化理解為成為對(duì)象的規(guī)定區(qū)域(在下述實(shí)施方式中為目標(biāo)區(qū)域)的相位差分布變化，即便使用拍攝時(shí)間短且磁場(chǎng)強(qiáng)度低的MRI，也能穩(wěn)定地確認(rèn)對(duì)象組織的存在。
[0018]本方法即便進(jìn)行短時(shí)間的拍攝或使用低磁場(chǎng)的設(shè)備也能檢測(cè)出對(duì)象組織，而并非花費(fèi)長(zhǎng)時(shí)間進(jìn)行拍攝且利用非現(xiàn)實(shí)的方法制作的直接且準(zhǔn)確度高的逐像素(Pixelby pixel)的圖像制作，認(rèn)為容易被產(chǎn)業(yè)界或醫(yī)療現(xiàn)場(chǎng)接受。進(jìn)而，本方法是利用軟件(software)進(jìn)行的處理，因此可不改變以往的設(shè)備或?qū)胱芳拥脑O(shè)備而加以利用。
【專(zhuān)利附圖】

【附圖說(shuō)明】
[0019]圖1是表示MRI裝置(磁共振圖像化裝置)的概略構(gòu)成的圖。
[0020]圖2是表示RF線(xiàn)圈部的變形例的截面構(gòu)成圖。
[0021]圖3是表示制作相位差圖像之前的數(shù)據(jù)處理流程的圖。
[0022]圖4是表示判斷目標(biāo)區(qū)域內(nèi)的組織是否正常的處理的流程的流程圖。
[0023]圖5是擬合正常組織中的相位差分布的曲線(xiàn)圖。
[0024]圖6是擬合非正常組織中的相位差分布的曲線(xiàn)圖。
[0025]圖7是擬合非正常組織中的相位差分布的曲線(xiàn)圖。
[0026]圖8是表示利用雙重高斯分布模型所獲得的擬合函數(shù)與應(yīng)強(qiáng)調(diào)的相位差的關(guān)系的圖。
[0027]圖9是用來(lái)對(duì)相位差分布 與LPF尺寸的關(guān)系進(jìn)行說(shuō)明的示意圖。
[0028]圖10是表示制作形態(tài)圖像之前的數(shù)據(jù)處理流程的圖。[0029]【符號(hào)說(shuō)明】
[0030]I:MRI 裝置
[0031]2:受檢體
[0032]10:線(xiàn)圈系統(tǒng)
[0033]IOA:膛孔
[0034]11:靜磁場(chǎng)線(xiàn)圈部
[0035]12:傾斜磁場(chǎng)線(xiàn)圈部
[0036]13:RF (Radio Frequency)線(xiàn)圈部
[0037]20:控制系統(tǒng)
[0038]21:靜磁場(chǎng)電源
[0039]22:傾斜磁場(chǎng)電源
[0040]23:發(fā)送部
[0041]24:接收部 [0042]25:序列控制部
[0043]26:信息處理裝置
[0044]26A:運(yùn)算部
[0045]26B:輸入部
[0046]26C:顯示部
[0047]26D:存儲(chǔ)部
[0048]27:程序
[0049]30:躺臥部
[0050]13-1 ~13-8:線(xiàn)圈
【具體實(shí)施方式】
[0051 ] 以下，按照下述順序來(lái)說(shuō)明本技術(shù)。
[0052](I)本實(shí)施方式的構(gòu)成:
[0053](2)相位差圖像的制作:
[0054](3)判斷處理:
[0055](4)形態(tài)圖像的制作:
[0056](5)總結(jié):
[0057](I)本實(shí)施方式的構(gòu)成:
[0058]圖1是表示本實(shí)施方式的MRI裝置I (磁共振圖像化裝置)的概略構(gòu)成的圖。MRI裝置I是利用核磁共振(Nuclear Magnetic Resonance, NMR)現(xiàn)象使受檢體2內(nèi)的內(nèi)部信息圖像化的裝置。如下所述，MRI裝置I是除了利用使核磁共振信號(hào)(MR信號(hào))的強(qiáng)度成分圖像化所得的強(qiáng)度圖像作為核磁共振圖像(MR圖像)來(lái)繪制形態(tài)圖像以外，還利用使磁化向量的旋轉(zhuǎn)角圖像化所得的相位圖像作為核磁共振圖像(MR圖像)來(lái)繪制形態(tài)圖像的新型MRI裝置。此外，在本實(shí)施方式中，MRI裝置I與下述控制系統(tǒng)20或信息處理裝置26中的任一者構(gòu)成圖像分析裝置。
[0059]圖1所示的MRI裝置I包括線(xiàn)圈系統(tǒng)10、控制系統(tǒng)20。[0060][線(xiàn)圈系統(tǒng)10]
[0061]線(xiàn)圈系統(tǒng)10是包含例如靜磁場(chǎng)線(xiàn)圈部11、傾斜磁場(chǎng)線(xiàn)圈部12、及射頻(RadioFrequency，RF)線(xiàn)圈部13而構(gòu)成。這些部件例如成為大致圓筒狀的形狀，且以各自的中心軸(未圖示)相互成為同軸的方式配置。在包含其中心軸的面內(nèi)設(shè)置著支持受檢體2的躺臥部30。
[0062]躺臥部30設(shè)置在線(xiàn)圈系統(tǒng)10的膛孔IOA (內(nèi)部空間)中。躺臥部30上的受檢體2通過(guò)利用未圖示的搬送機(jī)構(gòu)使躺臥部30移動(dòng)而被搬入到膛孔IOA中或從膛孔IOA中被搬出。此外，在本實(shí)施方式中，如圖1所示，將與中心軸平行的方向設(shè)為Z軸，將與Z軸正交且相互正交的兩個(gè)方向設(shè)為X軸、Y軸。
[0063]靜磁場(chǎng)線(xiàn)圈部11在膛孔IOA形成靜磁場(chǎng)。靜磁場(chǎng)線(xiàn)圈部11由例如超導(dǎo)線(xiàn)圈或常導(dǎo)線(xiàn)圈等構(gòu)成。由靜磁場(chǎng)線(xiàn)圈部11形成的靜磁場(chǎng)的方向大致與Z軸方向平行。此外，在圖1中例示了受檢體2的體軸方向與靜磁場(chǎng)的方向平行的情況，但受檢體2的體軸方向也可以成為與靜磁場(chǎng)的方向正交的方向。
[0064]傾斜磁場(chǎng)線(xiàn)圈部12在例如相互垂直的三個(gè)軸、也就是片層軸(slice axis)、相位軸(phase axis)及頻率軸(frequency axis)各自的方向上形成傾斜磁場(chǎng)(梯度磁場(chǎng))。該傾斜磁場(chǎng)線(xiàn)圈部12包含例如片層軸方向用線(xiàn)圈、相位軸方向用線(xiàn)圈、及頻率軸方向用線(xiàn)圈這3種線(xiàn)圈。此時(shí)，可將X軸、Y軸及Z軸中的任一軸設(shè)為片層軸。例如，當(dāng)將Z軸設(shè)為片層軸時(shí)，可將X軸設(shè)為相位軸，將Y軸設(shè)為頻率軸。
[0065]此外，利用上文中所假設(shè)的笛卡爾(cartesian )坐標(biāo)系統(tǒng)以外的坐標(biāo)系統(tǒng)(例如極坐標(biāo)系統(tǒng))也能進(jìn)行MR信號(hào)的搜集，當(dāng)利用這種坐標(biāo)系統(tǒng)進(jìn)行MR信號(hào)的搜集時(shí)，設(shè)定適合于該坐標(biāo)系統(tǒng)的軸(例如矢徑 方向、角度方向)。
[0066]RF線(xiàn)圈部13在靜磁場(chǎng)的空間內(nèi)形成激發(fā)受檢體2內(nèi)的自旋(spin )的RF磁場(chǎng)，并且接收伴隨著由RF磁場(chǎng)激發(fā)的自旋而產(chǎn)生的MR信號(hào)。此外，在RF線(xiàn)圈部13中，接收MR信號(hào)的線(xiàn)圈既可兼用作形成RF磁場(chǎng)的線(xiàn)圈，也可以在形成RF磁場(chǎng)的線(xiàn)圈之外另行設(shè)置。另外，RF線(xiàn)圈部13既可由單一的線(xiàn)圈構(gòu)成，也可以例如像圖2所示般由多個(gè)線(xiàn)圈13-1~13-8(多信道)構(gòu)成。此外，在RF線(xiàn)圈部13由多信道構(gòu)成的情況下，在每一信道獲得MR信號(hào)。
[0067]所述MR信號(hào)是通過(guò)例如GE (gradient echo ;梯度回波)系的脈沖序列(pulsesequence)而獲得的,成為對(duì)于頻域(frequency domain)、也就是傅里葉(Fourier)空間(k空間(k-space))的采樣信號(hào)(sampling signal)。GE系中除了包含GE以外,還包含例如穩(wěn)態(tài)(steady state)。此外,脈沖序列既可為例如平衡穩(wěn)態(tài)自由進(jìn)動(dòng)(Balanced SSFPCSteadyState Free Precession))、真實(shí)穩(wěn)態(tài)進(jìn)動(dòng)快速成像(True FISP(True Fast Imaging withSteady-state Precession)),也可以為SE (Spin Echo ;自旋回波)等GE以外的序列。
[0068][控制系統(tǒng)20]
[0069]如圖1所示，控制系統(tǒng)20包括例如靜磁場(chǎng)電源21、傾斜磁場(chǎng)電源22、發(fā)送部23、接收部24及序列控制部25。
[0070]靜磁場(chǎng)電源21對(duì)靜磁場(chǎng)線(xiàn)圈部11供給電力,驅(qū)動(dòng)線(xiàn)圈系統(tǒng)10。如果向靜磁場(chǎng)線(xiàn)圈部11供給該電力，那么會(huì)在膛孔10A形成靜磁場(chǎng)。傾斜磁場(chǎng)電源22基于從序列控制部25輸入的控制信號(hào)對(duì)傾斜磁場(chǎng)線(xiàn)圈部12供給電力。通過(guò)向傾斜磁場(chǎng)線(xiàn)圈部12供給電力，而在片層軸、相位軸及頻率軸的各個(gè)方向上形成所期望的傾斜磁場(chǎng)(梯度磁場(chǎng))。[0071]發(fā)送部23例如基于從序列控制部25輸入的控制信號(hào)將RF信號(hào)施加給RF線(xiàn)圈部13。
[0072]接收部24接收通過(guò)驅(qū)動(dòng)線(xiàn)圈系統(tǒng)IO而產(chǎn)生的MR信號(hào)。例如，對(duì)由RF線(xiàn)圈部13接收的MR信號(hào)進(jìn)行檢波，而執(zhí)行所需的信號(hào)處理，并且進(jìn)行模擬-數(shù)字(Analog-to-Digital，A/D)轉(zhuǎn)換，由此生成經(jīng)數(shù)字化的復(fù)數(shù)數(shù)據(jù)(complex data)(原始數(shù)據(jù)(raw data))。當(dāng)然，接收部24也可以直接對(duì)經(jīng)檢波的MR信號(hào)進(jìn)行Α/D轉(zhuǎn)換而生成原始數(shù)據(jù)。接收部24所生成的原始數(shù)據(jù)例如被輸出到序列控制部25。
[0073]序列控制部25驅(qū)動(dòng)用來(lái)驅(qū)動(dòng)MRI裝置I的傾斜磁場(chǎng)電源22、發(fā)送部23及接收部24。例如，序列控制部25通過(guò)將控制信號(hào)施加給傾斜磁場(chǎng)電源22、發(fā)送部23及接收部24，而驅(qū)動(dòng)傾斜磁場(chǎng)電源22、發(fā)送部23及接收部24。
[0074]該控制信號(hào)是例如按照脈沖序列而生成，該脈沖序列規(guī)定施加給傾斜磁場(chǎng)電源22、發(fā)送部23及接收部24的脈沖電流的大小、施加時(shí)間及施加時(shí)序(timing)等。關(guān)于該脈沖序列的信息從下述信息處理裝置26被輸入到序列控制部25。另外，序列控制部25例如將從接收部24輸入的原始數(shù)據(jù)輸出到信息處理裝置26。
[0075]如圖1所示,控制系統(tǒng)20進(jìn)而包括例如信息處理裝置26。該信息處理裝置26例如包含運(yùn)算部26A、輸入部26B、顯示部26C、及存儲(chǔ)部26D而構(gòu)成。
[0076]輸入部26B是例如將來(lái)自用戶(hù)的信息以數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)(digital data)的形式取入到信息處理裝置26內(nèi)部的裝置,例如由鍵盤(pán)(keyboard)或鼠標(biāo)(mouse)、掃描儀(scanner)等構(gòu)成。
[0077]顯示部26C用來(lái)顯示由運(yùn)算部26A進(jìn)行處理后的結(jié)果(例如形態(tài)圖像)、或用于輸入拍攝條件等數(shù)據(jù)的對(duì)話(huà)(dialog)等,例如由液晶表示裝置等顯示設(shè)備(display device)構(gòu)成。
[0078]存儲(chǔ)部26D中存儲(chǔ)著控制MRI裝置I的各種程序，例如，存儲(chǔ)著用于下述判斷處理的程序27、或用于下述形態(tài)圖像的制作的相位差強(qiáng)調(diào)圖像化程序等。
[0079]運(yùn)算部26A例如用來(lái)解釋并執(zhí)行各種程序的命令，例如由中央處理器(CentralProcessing Unit, CPU)構(gòu)成。在啟動(dòng)MRI裝置I時(shí)一同將例如存儲(chǔ)在存儲(chǔ)部26D的程序27載入到該運(yùn)算部26A中，由此，運(yùn)算部26A例如根據(jù)來(lái)自用戶(hù)的指示解釋并執(zhí)行程序27的命令。
[0080]此外，運(yùn)算部26A也可以由與各種程序(例如程序27)的功能對(duì)應(yīng)的硬件(hardware)構(gòu)成。以下，設(shè)為通過(guò)在運(yùn)算部26A中執(zhí)行程序27的各種命令而制作相位圖像。
[0081](2)相位差圖像的制作:
[0082]接下來(lái)，對(duì)利用MRI裝置I進(jìn)行的相位差圖像的制作進(jìn)行說(shuō)明。
`[0083]為了獲得相位差圖像，需要強(qiáng)度圖像與相位圖像。當(dāng)獲得這些圖像時(shí)，優(yōu)選為使用GE的脈沖序列，但也可以使用例如GE系中所包含的其他脈沖序列、或GE系以外的脈沖序列。
[0084]利用GE系的脈沖序列而獲得的相位圖像與包含在各像素內(nèi)的組織所形成的局部磁場(chǎng)(相較于外部磁場(chǎng)的局部磁場(chǎng))的變化量Δ B和拍攝所需的回波時(shí)間(Time of Echo,TE)的乘積(ΛΒΧΤΕ)成比例。因此，為了從相位圖像擷取大的相位(差)信息，而增大TE，或使強(qiáng)調(diào)ΛΒ的函數(shù)(所謂的強(qiáng)調(diào)函數(shù))變得更強(qiáng)。
[0085]具體來(lái)說(shuō)，使用規(guī)定的脈沖序列進(jìn)行拍攝。拍攝次數(shù)既可為一次，也可以設(shè)為多次以便能夠進(jìn)行統(tǒng)計(jì)處理。另外，在RF線(xiàn)圈部13由多信道構(gòu)成且在每一信道獲得MR信號(hào)的情況下，算出在每一信道獲得的MR信號(hào)的算術(shù)平均數(shù)，使用經(jīng)算術(shù)平均的MR信號(hào)制作強(qiáng)度圖像及相位圖像。此外，當(dāng)算出算術(shù)平均數(shù)時(shí)，也可以事先對(duì)各個(gè)MR信號(hào)進(jìn)行靈敏度修正。
[0086](原始數(shù)據(jù)R的取得)
[0087]圖3是表示制作相位差圖像之前的數(shù)據(jù)處理流程的圖。該圖所示的數(shù)據(jù)處理是在運(yùn)算部26A的控制下在控制系統(tǒng)20中執(zhí)行的。運(yùn)算部26A接受來(lái)自用戶(hù)的指示而開(kāi)始該圖所示的數(shù)據(jù)處理的運(yùn)算。
[0088]首先，運(yùn)算部26A對(duì)序列控制部25輸出控制信號(hào)，該控制信號(hào)要求使用規(guī)定的脈沖序列取得原始數(shù)據(jù)。于是，從序列控制部25對(duì)傾斜磁場(chǎng)電源22、發(fā)送部23及接收部24輸出按照規(guī)定的脈沖序列的控制信號(hào)。
[0089]當(dāng)輸入該控制信號(hào)時(shí)，傾斜磁場(chǎng)電源22及發(fā)送部23對(duì)線(xiàn)圈系統(tǒng)10輸出規(guī)定的電流脈沖，因此，RF線(xiàn)圈部13對(duì)MR信號(hào)進(jìn)行檢波。此處被檢波的MR信號(hào)通過(guò)接收部24中的規(guī)定的信號(hào)處理而被轉(zhuǎn)換為原始數(shù)據(jù)R。
[0090]接收部24將該原始數(shù)據(jù)R輸入到序列控制部25，序列控制部25將該原始數(shù)據(jù)R傳輸(輸入)到運(yùn)算部26A。這樣一來(lái)，運(yùn)算部26A取得與MR信號(hào)對(duì)應(yīng)的數(shù)據(jù)(原始數(shù)據(jù)R)。
[0091](強(qiáng)度圖像M(X)、相位圖像P (X)的制作)
[0092]接下來(lái)，運(yùn)算部26A將從序列控制部25輸入的原始數(shù)據(jù)R配置在設(shè)定于未圖示的內(nèi)部存儲(chǔ)器的k空間內(nèi)。以下，將配置在k空間的數(shù)據(jù)稱(chēng)為k空間數(shù)據(jù)S (k)。
[0093]運(yùn)算部26A對(duì)k空間數(shù)據(jù)S(k)實(shí)施傅里葉逆轉(zhuǎn)換(inverse Fourier transform)而重新構(gòu)成復(fù)數(shù)圖像P (X)。復(fù)數(shù)圖像P (X)是如下述式(I)所示般在實(shí)部具有真實(shí)(real)圖像、在虛部具有虛構(gòu)(imaginary)圖像的圖像。
[0094][數(shù)I]
[0095]P (x) = | P (x) |eiMx)...(I)
[0096]運(yùn)算部26A根據(jù)復(fù)數(shù)圖像P (x)而獲得強(qiáng)度圖像M (x)與相位圖像PU)。
[0097](相位差圖像H)(X)的制作)
[0098]在本實(shí)施方式中，當(dāng)取得MR信號(hào)時(shí)，使用長(zhǎng)的TE。因此，在相位圖像P (X)產(chǎn)生相位環(huán)繞(phase wrapping),相位超過(guò)2 的相位圖像P (X)取得從實(shí)際的相位中減去2 π η(η為整數(shù))所得的相位值。因此，相位圖像P (X)成為條紋花樣的圖像，而不再表示本來(lái)的相位值。因此，運(yùn)算部26A消除該相位環(huán)繞，并且進(jìn)行擷取相位差的處理。
[0099]具體來(lái)說(shuō)，首先，運(yùn)算部26A對(duì)復(fù)數(shù)圖像P (X)實(shí)施傅里葉轉(zhuǎn)換，使復(fù)數(shù)圖像P(X)—次地恢復(fù)為k空間數(shù)據(jù)S (k)。或者，讀出預(yù)先配置在k空間的k空間數(shù)據(jù)S (k)。接著，運(yùn)算部26A對(duì)k空間數(shù)據(jù)S (k)施以L(fǎng)PF (Low Pass Filter ;低通濾波器),并對(duì)由此而獲得的數(shù)據(jù)L (k) XS (k)實(shí)施傅里葉逆轉(zhuǎn)換，從而獲得復(fù)數(shù)圖像P’ (x)0此外，所述L (k)為L(zhǎng)PF的函數(shù)。`
[0100]接著，運(yùn)算部26A利用復(fù)數(shù)圖像P (X)及P’(X)來(lái)制作相位差圖像H) (X)。具體來(lái)說(shuō)，運(yùn)算部26A以復(fù)數(shù)圖像P (X)除以復(fù)數(shù)圖像P’(X)，進(jìn)行復(fù)數(shù)商的運(yùn)算，由此制作相位差圖像H) (x)0由此，消除相位部分的相位環(huán)繞。[0101]此時(shí)，相位差圖像ro (X)中所包含的相位差具有2 31的寬度，在本實(shí)施方式中，將相位差圖像ro (X)中所包含的相位差假定為-1i = ro (X) < ii。相位差圖像ro (x)中所包含的相位差的符號(hào)由I X ΛBXTE決定。
[0102]但是，存在如下情況:通過(guò)改變LPF的定義與擷取相位差圖像ro (X)時(shí)的復(fù)數(shù)商的定義，即便相位差的大小不變，相位差圖像ro (X)中所包含的相位差的符號(hào)也會(huì)產(chǎn)生變化。因此，為了應(yīng)對(duì)該情況，以尤其對(duì)于靜脈血使符號(hào)為負(fù)的方式形成所述定義。此外，所述Y為正比例常數(shù)，例如，相當(dāng)于氫的旋磁比(gyromagnetic ratio)。
[0103](3)判斷處理:
[0104]接下來(lái)，MRI裝置I的利用者對(duì)該相位差圖像設(shè)定具有目標(biāo)的區(qū)域(以下，記載為目標(biāo)區(qū)域)，且對(duì)包含在該目標(biāo)區(qū)域內(nèi)的相位差圖像進(jìn)行規(guī)定的運(yùn)算處理。通過(guò)該運(yùn)算處理，可判斷目標(biāo)區(qū)域內(nèi)所包含的組織的正常性(或非正常性)。
[0105]以下，一面參照?qǐng)D4 一面對(duì)判斷目標(biāo)區(qū)域內(nèi)所包含的組織的正常性(或非正常性)的處理進(jìn)行說(shuō)明。該圖所示的數(shù)據(jù)處理是在運(yùn)算部26A的控制下在控制系統(tǒng)20中執(zhí)行的。運(yùn)算部26A在完成相位差圖像的制作時(shí)、或接受來(lái)自用戶(hù)的指示后，開(kāi)始該圖所示的數(shù)據(jù)處理的運(yùn)算。
[0106][區(qū)域指定界面(interface)的顯示]
[0107]當(dāng)開(kāi)始處理時(shí)，在顯示部26C的畫(huà)面中顯示用來(lái)指定利用MRI裝置I所拍攝到的截面或空間的一部分的界面(SI)。在該界面中，例如，顯示基于MR信號(hào)而制作的強(qiáng)度圖像或相位圖像等，可利用封閉曲線(xiàn)(閉合線(xiàn)等)或坐標(biāo)值等區(qū)域指定機(jī)構(gòu)指定圖像上的規(guī)定區(qū)域。
[0108][目標(biāo)區(qū)域的設(shè)定]
[0109]接著，MRI裝置I的操作者經(jīng)由顯示部26C中所顯示的界面，對(duì)利用MRI裝置I所拍攝到的截面或空間的一部分指定區(qū)域(S2)。此處由操作者指定的區(qū)域?yàn)槟繕?biāo)區(qū)域。操作者例如在觀察顯示部26C中所顯示的圖像時(shí)，將認(rèn)為可能包含非正常組織的區(qū)域指定為目標(biāo)區(qū)域。此外，目標(biāo)區(qū)域既可為二維區(qū)域，也可以為三維區(qū)域。
[0110][制作相位差分布]
[0111]如果設(shè)定目標(biāo)區(qū)域，那么運(yùn)算部26A取得從目標(biāo)區(qū)域內(nèi)所包含的組織取得的MR信號(hào)的全相位數(shù)據(jù)，并統(tǒng)計(jì)這些相位數(shù)據(jù)，制作例如將橫軸設(shè)為相位值、將縱軸設(shè)為數(shù)據(jù)數(shù)量的相位差分布(S3)。
[0112]接著，選擇用于相位差分布的擬合的函數(shù)群(S4)。此處，操作者根據(jù)作為目標(biāo)的組織、病變、病情、拍攝法等選擇適當(dāng)?shù)暮瘮?shù)群。此外，在預(yù)先已決定目標(biāo)的情況下，也可以跳過(guò)步驟S4，而自動(dòng)應(yīng)用對(duì)應(yīng)于目標(biāo)的既定函數(shù)群。另外，也可以預(yù)先準(zhǔn)備根據(jù)作為目標(biāo)的組織、病變、病情、拍攝法等的既定函數(shù)群，而從選擇畫(huà)面中選擇目標(biāo)，由此選擇對(duì)應(yīng)于目標(biāo)的適當(dāng)函數(shù)群。
[0113][擬合]
[0114]接著，對(duì)于針對(duì)一個(gè)目標(biāo)區(qū)域所制作的一個(gè)相位差分布，利用多個(gè)函數(shù)同時(shí)進(jìn)行擬合(S5)。也就是說(shuō)，利用使多個(gè)函數(shù)重合所得的曲線(xiàn)來(lái)近似一個(gè)相位差分布。多個(gè)函數(shù)可采用各種函數(shù)，可例示高斯(Gaussian)分布、勞侖茲(Lorentz)分布、二項(xiàng)分布等。
[0115]當(dāng)然，多個(gè)函數(shù)無(wú)需限定于分布函數(shù)，也無(wú)需相互正交。另外，多個(gè)函數(shù)也可以組合不同種類(lèi)的函數(shù)而構(gòu)成。此外，當(dāng)通過(guò)計(jì)算機(jī)的運(yùn)算進(jìn)行擬合時(shí)，多個(gè)函數(shù)必須為有限個(gè)。
[0116]此處，用于擬合的多個(gè)函數(shù)中的至少一個(gè)優(yōu)選為使用高斯分布。這是因?yàn)橥ㄟ^(guò)無(wú)規(guī)則的組織而獲得的信號(hào)分布是表示為獨(dú)立的多個(gè)因子的和的概率變量，根據(jù)中心極限定理而保證信號(hào)分布按照高斯分布。
[0117]用于擬合的各函數(shù)具有用來(lái)變更函數(shù)形狀的一個(gè)或多個(gè)參數(shù)，因此，當(dāng)使用多個(gè)函數(shù)進(jìn)行擬合時(shí)，必須至少調(diào)整使用于擬合的函數(shù)的數(shù)量以上的參數(shù)。
[0118]實(shí)際上，一面適當(dāng)?shù)刈兏鄠€(gè)參數(shù)，一面搜索相位差分布與多個(gè)函數(shù)的重合最近似的參數(shù)集(parameter set)。此時(shí),如果擬合函數(shù)為高斯分布,那么參數(shù)將少至三個(gè),而容易調(diào)整參數(shù)。此外，多個(gè)函數(shù)與相位差分布的近似程度例如可利用最小平方法等進(jìn)行評(píng)價(jià)。
[0119]在下述實(shí)施例中，采用使用兩個(gè)高斯分布的雙重高斯分布模型作為多個(gè)函數(shù)。因?yàn)楦咚狗植季哂懈叨?、中心位?平均)、標(biāo)準(zhǔn)偏差σ (或方差σ ~2)這三個(gè)參數(shù),所以在雙重高斯分布模型中，一面調(diào)整六個(gè)參數(shù)一面進(jìn)行擬合。
[0120]下述(2)式是在雙重高斯分布模型中用于擬合的函數(shù)。
[0121][數(shù)2]
[0122]_〕=+ A2e^(x—C2)2...(2)
[0123]所述(2)式中，Al對(duì)應(yīng)于第一高斯分布的高度，BI對(duì)應(yīng)于第一高斯分布的方差的倒數(shù)，Cl對(duì)應(yīng)于第一高 斯分布的中心位置。另外，A2對(duì)應(yīng)于第二高斯分布的高度，B2對(duì)應(yīng)于第二高斯分布的方差的倒數(shù)，C2對(duì)應(yīng)于第二高斯分布的中心位置。
[0124][顯示]
[0125]通過(guò)以上所說(shuō)明的擬合而求出的參數(shù)集成為使目標(biāo)區(qū)域內(nèi)所包含的組織的磁化率附有特征的值的組合。也就是說(shuō)，目標(biāo)區(qū)域含有磁化率與正常組織不同的非正常組織時(shí)的參數(shù)集與目標(biāo)區(qū)域只含有正常組織時(shí)的參數(shù)集不同。
[0126]因此,將通過(guò)擬合而求出的參數(shù)集顯示在顯示部26C(S6),或基于參數(shù)集算出目標(biāo)區(qū)域內(nèi)所包含的組織與正常組織背離的程度(組織的正常性(或非正常性))，將該程度顯示在顯示部26C (S7)。如果進(jìn)行這種顯示，那么操作者可獲得判斷目標(biāo)區(qū)域內(nèi)所包含的組織是否正常的基準(zhǔn)，且可獲得與正常組織的背離程度的標(biāo)準(zhǔn)。
[0127][實(shí)驗(yàn)結(jié)果的說(shuō)明]
[0128]此處,對(duì)利用雙重高斯分布模型對(duì)從小鼠的腦實(shí)質(zhì)(brain parenchyma)獲得的相位差分布進(jìn)行擬合所得的實(shí)驗(yàn)結(jié)果進(jìn)行說(shuō)明。本實(shí)驗(yàn)中，以引起人類(lèi)的阿爾茨海默氏病的具有氨基酸取代的變異型淀粉樣前體蛋白(Amyloid precursor protein, APP)的遺傳基因改變小鼠、與經(jīng)遺傳性控制以使各種性質(zhì)固定的控制小鼠進(jìn)行腦內(nèi)相位差分布的研究。
[0129]具體來(lái)說(shuō)，在取出遺傳基因改變小鼠及控制小鼠的腦之后，以7T-MRI裝置使用3D-FLASH進(jìn)行拍攝，而同時(shí)取得強(qiáng)度圖像與相位圖像。主要拍攝條件為:TR/TE:50/12.8ms,Flip Angle (翻轉(zhuǎn)角):20° ,Matrix Size (矩陣尺寸):194X 128X82 (0.08mmisovoxel)、相加:24 次。
[0130]在本實(shí)驗(yàn)中，使用從腦中的皮質(zhì)、海馬區(qū)及丘腦獲得的強(qiáng)度圖像與相位圖像。這是因?yàn)樵谄べ|(zhì)、海馬區(qū)及丘腦會(huì)聚集特別多的作為阿爾茨海默氏病的病理變化之一的老人斑(senile plaque)。此外，已知在老人斑內(nèi)會(huì)沉積鐵,認(rèn)為可將由該鐵導(dǎo)致的磁化率的變化理解為相位信號(hào)。具體來(lái)說(shuō)，以包含認(rèn)為有老人斑的部位的方式設(shè)定目標(biāo)區(qū)域，利用雙重高斯分布模型對(duì)從這些腦實(shí)質(zhì)搜集到的各磁共振信號(hào)的相位值的相位差分布進(jìn)行擬合。
[0131]圖5是對(duì)從設(shè)定在控制小鼠的目標(biāo)區(qū)域取得的相位進(jìn)行繪圖所得的曲線(xiàn)圖，圖6、7是對(duì)從設(shè)定在遺傳基因改變小鼠的目標(biāo)區(qū)域取得的相位進(jìn)行繪圖所得的曲線(xiàn)圖。在這些曲線(xiàn)圖中，橫軸表示相位(弧度)，縱軸表示檢測(cè)數(shù)(例如，像素?cái)?shù))。此外,如上所述,相位值被消除相位環(huán)繞而被調(diào)整為-π至π的范圍，在圖5~7中,將相位差分布的中心(相位O)附近放大表示。
[0132]此處，如果比較擬合曲線(xiàn)中的各高斯分布的貢獻(xiàn)率(高度)，那么在圖5中，第一高斯分布的高度為第二高斯分布的7~8倍，相對(duì)于此，在圖7中，第一高斯分布與第二高斯分布為大致相同的高度。但是，在圖6中，也與圖5相同，第一高斯分布具有第二高斯分布的8~9倍的高度。也就是說(shuō)，即便為相同的病變，各高斯分布的貢獻(xiàn)率(高度)在各病例中也會(huì)不同，從而可知無(wú)法將各高斯分布的貢獻(xiàn)率(高度)采用為判斷有無(wú)非正常組織的基準(zhǔn)。
[0133]接著，如果比較高斯分布的標(biāo)準(zhǔn)偏差(寬度)，那么在圖5中，第一高斯分布與第二高斯分布的兩者顯示較陡的分布，尤其是第二高斯分布與第一高斯分布相比寬度(例如，半值寬)變窄，另外，任一高斯分布的寬度(例如，半值寬)均窄于相位差分布。另一方面，在圖
6、7中，第二高斯分布的寬度(例如，半值寬)均寬于第一高斯分布，另外，第二高斯分布的寬度(例如，半值寬)寬于相位差分布。也就是說(shuō)，關(guān)于高斯分布的標(biāo)準(zhǔn)偏差(寬度)，在控制小鼠的正常組織與遺傳基因改變小鼠的包含老人斑的組織中確認(rèn)到明顯的差異，從而可知高斯分布的標(biāo)準(zhǔn)偏差(寬度)能夠成為判斷有無(wú)非正常組織的基準(zhǔn)。
[0134]如果基于以上的實(shí)驗(yàn)結(jié)果，那么進(jìn)行以下考察。
[0135]首先，認(rèn)為構(gòu)成圖5~7所示的擬合曲線(xiàn)的第一高斯分布是由噪音成分引起的。在MRI裝置I中，當(dāng)然會(huì)預(yù)測(cè)到由電性熱雜音或因切斷而產(chǎn)生的數(shù)字化噪音(digitalizenoise)等導(dǎo)致相位差產(chǎn)生誤差的情況。這是因?yàn)橐阎@些噪音按照高斯分布，認(rèn)為會(huì)產(chǎn)生相對(duì)較高的高斯分布。因此，認(rèn)為在利用多個(gè)函數(shù)對(duì)相位差分布進(jìn)行擬合的情況下，如果對(duì)多個(gè)函數(shù)中的至少一個(gè)采用高斯分布，那么可獲得良好的擬合結(jié)果。
[0136]另外，認(rèn)為圖6、7所示的擬合曲線(xiàn)中所顯現(xiàn)的第二高斯分布與含有某些磁性物質(zhì)的組織有關(guān)。圖6、7所示的相位差分布是從以包含老人斑的方式設(shè)定的目標(biāo)區(qū)域取得的。這是因?yàn)槿缟纤霭憷先税呤呛芯哂写判缘蔫F的組織，如果以高斯分布擬合含有磁性物質(zhì)的組織的相位差分布，那么會(huì)具有相對(duì)較大的標(biāo)準(zhǔn)偏差。
[0137]進(jìn)而，如果對(duì)圖5與圖6、7中的相位差分布的下端進(jìn)行比較，那么圖5所示的相位差分布具有相對(duì)接近于高斯分布的較陡的上升，但圖6、7所示的相位差分布與相同高度的高斯分布相比下端較寬，暗示混雜著某些寬的相位差分布。也就是說(shuō)，在相位差分布的下端比高度為相同程度的高斯分布寬的情況下，暗示在目標(biāo)區(qū)域內(nèi)包含著含有某些磁性物質(zhì)的組織。
[0138]另外，當(dāng)擬合中心向+側(cè)偏移的高斯分布時(shí)，認(rèn)為在目標(biāo)區(qū)域內(nèi)存在含有相位向+側(cè)移位的磁性物質(zhì)的組織，`當(dāng)擬合中心向-側(cè)偏移的高斯分布時(shí)，認(rèn)為在目標(biāo)區(qū)域內(nèi)存在含有相位向-側(cè)移位的磁性物質(zhì)的組織。根據(jù)該情況，可認(rèn)為正常組織的磁化率的分布與非正常組織的磁化率的分布的重合變?yōu)橄辔粓D像的分布。[0139]進(jìn)而，圖6、7中的相位差分布與第二高斯分布的中心的偏移比圖5中大。其原因在于:如果認(rèn)為正常組織為相位差O,那么認(rèn)為具有接近該相位差O的中心的高斯分布為正常組織所顯示的高斯分布，越是具有偏離該相位差O的中心的高斯分布，則認(rèn)為是包含大量并非正常組織的組織的可能性越高的組織。也就是說(shuō)，認(rèn)為對(duì)應(yīng)于正常組織的高斯分布的中心與對(duì)應(yīng)于非正常組織的高斯分布的中心的距離成為表示目標(biāo)區(qū)域內(nèi)所包含的組織的正常性(或非正常性)的標(biāo)準(zhǔn)。
[0140](4)形態(tài)圖像的制作:
[0141]接下來(lái)，對(duì)利用使用雙重高斯分布模型而獲得的擬合函數(shù)進(jìn)行的強(qiáng)調(diào)特定的相位差的相位差強(qiáng)調(diào)圖像化法進(jìn)行說(shuō)明。此外，所謂相位差強(qiáng)調(diào)圖像化法是如下方法:選擇所獲得的相位差圖像ro (x)的一部分，對(duì)其一部分或全部進(jìn)行取舍選擇，將與通過(guò)利用強(qiáng)調(diào)函數(shù)W ( Θ )加以強(qiáng)調(diào)而選擇的相位信息對(duì)應(yīng)的圖像部分表現(xiàn)在強(qiáng)度圖像M (X)上。利用相位差強(qiáng)調(diào)圖像化法，可提供利用強(qiáng)調(diào)函數(shù)W ( Θ )而制作的圖像。
[0142]圖8表示利用雙重高斯分布模型而獲得的擬合函數(shù)與應(yīng)強(qiáng)調(diào)的相位差的關(guān)系。此外，在圖8中，取圖6的實(shí)驗(yàn)結(jié)果為例，表示應(yīng)強(qiáng)調(diào)的相位范圍。圖8中，將第二高斯分布與第一高斯分布交叉的相位設(shè)為Θ 1，將第二高斯分布變得大于第一高斯分布的相位范圍(Θ > Θ I)設(shè)為強(qiáng)調(diào)范圍。
[0143]在雙重高斯分布模型中，如上所述，在目標(biāo)區(qū)域內(nèi)包含著含有磁性物質(zhì)的非正常組織的情況下，第二高斯分布的標(biāo)準(zhǔn)偏差大于第一高斯分布，具有寬的下端部。因此，認(rèn)為通過(guò)強(qiáng)調(diào)具有如下相位的組織，可提供非正常組織的辨識(shí)容易性被提高的形態(tài)圖像，該相位是暗示非正常組織的分布的第二高斯分布超過(guò)暗示正常組織的分布的第一高斯分布的相位。
[0144](強(qiáng)調(diào)圖像w(PD (X))的制作)
[0145]圖10是表示制作形態(tài)圖像之前的數(shù)據(jù)處理流程的圖。首先，運(yùn)算部26A選擇相位差圖像ro (x)的相位θ變得大于θ I的`相位，并強(qiáng)調(diào)該所選擇的相位θ。
[0146]相位差分布是例如通過(guò)變更LPF尺寸而例如像圖9 (A)~(C)所示的模型般變化。也就是說(shuō)，隨著LPF尺寸的增加，以相位差零為中心的大致對(duì)稱(chēng)的相位差分布的寬度減小。因此，相位差圖像主要具有相位差零及相位差零附近的值，作為相位差圖像難以附有組織的對(duì)比度(contrast)。另一方面，在具有較細(xì)的構(gòu)造的組織中，也存在如下方面:使用尺寸大的LPF比使用尺寸小的LPF時(shí)更容易附有對(duì)比度。
[0147]如果考慮獲得相位差圖像時(shí)所使用的復(fù)數(shù)商相當(dāng)于指數(shù)上的減法的情況，那么容易單純理解這種現(xiàn)象。也就是說(shuō)，在exp ( φ — φ’)( φ:包含相位環(huán)繞的全相位，Φ’:主要包含相位環(huán)繞的低通成分(低頻成分)的相位)中，當(dāng)LPF尺寸成為整個(gè)圖像尺寸時(shí)，意味著包含所有頻率，因此Φ = Φ’，相位差理應(yīng)接近于零。因此，相位差分布的寬度變窄。
[0148]但是，這終究是極限傾向，在一般的組織中，事實(shí)上不可能預(yù)測(cè)使用何種濾波器時(shí)會(huì)變成怎樣的分布。為了應(yīng)對(duì)這種相位差分布的變化，在本實(shí)施方式中，選出能夠靈活應(yīng)對(duì)者作為下述強(qiáng)調(diào)函數(shù)，設(shè)法使如圖9 (A)~(C)所示的對(duì)于相同的相位差顯示不同的度數(shù)分布的函數(shù)附有相同的對(duì)比度。
[0149]例如，運(yùn)算部26A以作為目標(biāo)的組織的對(duì)比度成為所期望的大小的方式選擇相位差的寬度及相位差的中心值。此外，也可以由MRI裝置I的用戶(hù)選擇相位差的寬度及相位差的中心值，而并非由運(yùn)算部26A選擇。在該情況下，運(yùn)算部26A在通過(guò)濾波器處理使相位差分布變化后選擇作為目標(biāo)的組織的相位Θ。
[0150]接著，運(yùn)算部26A通過(guò)利用強(qiáng)調(diào)函數(shù)w ( Θ )強(qiáng)調(diào)該所選擇的相位Θ，而獲得強(qiáng)調(diào)圖像 w (PD (X))。
[0151]此處,使用指數(shù)函數(shù)作為強(qiáng)調(diào)函數(shù)w ( Θ )。在本實(shí)施方式中，作為指數(shù)函數(shù)的一例，使用η函數(shù)。該η函數(shù)由以下兩個(gè)式子表示。
[0152]w ( Θ ) = 1...(-ο ^ Θ ^ σ )
[0153]w ( Θ ) = exp (_aX (Abs ( θ ) — σ ) b)…(當(dāng) Θ 為所述范圍以外時(shí))
[0154](a、b、σ 的決定)
[0155]參數(shù)a、b、o中的任一個(gè)均取實(shí)數(shù)值。參數(shù)a、b調(diào)整相位差強(qiáng)調(diào)的程度，由LPF的濾波器尺寸決定。另外，參數(shù)a、b是以使作為目標(biāo)的組織與其背景(background)的對(duì)比度C或?qū)Ρ榷?噪音比CNR (Contrast-to-Noise ratio,差噪比)最大的方式?jīng)Q定。參數(shù)σ降低相位差圖像PD (X)上的噪音，例如，由相位差圖像H) (X)上的相位平均值取O (零)附近的組織的標(biāo)準(zhǔn)偏差決定。參數(shù)σ可基于從大量實(shí)驗(yàn)獲得的數(shù)據(jù)而求出。但是，也存在相位平均值取O (零)附近的組織不存在于一次拍攝到的所有相位差圖像H) (X)上的情況。在該情況下，參數(shù)σ例如由對(duì)比度C或?qū)Ρ榷?噪音比CNR決定。
[0156]此外，所述對(duì)比度C是如以下的式子所示般由如下值決定，即，以絕對(duì)值表示信號(hào)w (PD (xl)) XM (xl)與信號(hào)w (PD (x2)) XM (χ2)的差分所得的值，該信號(hào)w (PD(xl)) XM (xl)是位于圖像上的位置xl的作為目標(biāo)的組織的強(qiáng)調(diào)后的信號(hào)，該信號(hào)w (PD(x2)) XM (χ2)是位于圖像上的位置χ2的經(jīng)強(qiáng)調(diào)的組織的背景的信號(hào)。
[0157]另外，如利用以下的式子所示般，對(duì)比度.噪音比CNR是由C/σ’表示。此外，σ’由作為目標(biāo)的組織的強(qiáng)調(diào)圖像上的標(biāo)準(zhǔn)偏差、或作為目標(biāo)的組織的背景的強(qiáng)調(diào)圖像上的標(biāo)準(zhǔn)偏差決定。
[0158]但是，當(dāng)決定σ’時(shí)，存在所述任一種標(biāo)準(zhǔn)偏差均無(wú)法被采用的情況。在該情況下，設(shè)為采用受檢體2的外部信號(hào)的標(biāo)準(zhǔn)偏差、或利用差分法的標(biāo)準(zhǔn)偏差。通過(guò)使用由以這種方式?jīng)Q定的σ規(guī)定的函數(shù)，可只去除相位差所具有的噪音部分，從而可制作高信噪比(Signal to Noise ratio, S/N比)的相位差強(qiáng)調(diào)圖像。
[0159]C = Abs (w (PD (xl)) XM (xl) — w (PD (x2)) XM (x2))
[0160]CNR = C/ σ '
[0161]另外，Abs ( θ )表示Θ的絕對(duì)值。Ji函數(shù)是在Abs ( Θ ) ^ σ的范圍內(nèi)不強(qiáng)調(diào)PD (X)而在其他范圍內(nèi)強(qiáng)調(diào)相位差圖像H) (X)的函數(shù)。該π函數(shù)能以任意精度近似任意的冪函數(shù)，因此與使用多項(xiàng)式作為強(qiáng)調(diào)函數(shù)的情況相比，可進(jìn)行更靈活的強(qiáng)調(diào)。
[0162]例如，如果配合于拍攝區(qū)域的尺寸來(lái)變更LPF的濾波器尺寸，那么隨之相位差的分布也會(huì)略微產(chǎn)生變化。另一方面，如果在將拍攝區(qū)域的尺寸固定為定值的狀態(tài)下變更LPF的濾波器尺寸，那么隨之相位差的分布會(huì)大幅度地變化。這樣一來(lái)，在拍攝條件等互不相同的情況下，相位差的分布也互不相同。因此，在無(wú)關(guān)于拍攝條件等而始終使用同一強(qiáng)調(diào)函數(shù)的情況下，各自的對(duì)比度會(huì)產(chǎn)生變化，而無(wú)法確實(shí)地進(jìn)行作為目標(biāo)的組織的強(qiáng)調(diào)。另一方面，在本實(shí)施方式中，如上所述，強(qiáng)調(diào)函數(shù)的參數(shù)a、b、σ取實(shí)數(shù)值，可根據(jù)拍攝條件等靈活地變更這些參數(shù)。由此，即便在改變了拍攝條件的情況下，也能將對(duì)比度維持為相同或同等。
[0163](形態(tài)圖像I(X)的制作)
[0164]接著，運(yùn)算部26A例如按照規(guī)定的模式(規(guī)則)，以強(qiáng)調(diào)圖像w (PD(x))遮蓋(mask)強(qiáng)度圖像M (X)，由此獲得形態(tài)圖像I U)。以強(qiáng)調(diào)圖像w (PD (X))遮蓋強(qiáng)度圖像M (X)時(shí)的具體條件可根據(jù)想要強(qiáng)調(diào)的對(duì)象進(jìn)行設(shè)定，基本上對(duì)應(yīng)于以下所例示的4種(組織強(qiáng)調(diào)、血管強(qiáng)調(diào)、整體強(qiáng)調(diào)、構(gòu)造強(qiáng)調(diào))強(qiáng)調(diào)模式進(jìn)行設(shè)定。
[0165]例如，當(dāng)參數(shù)。與相位差圖像ro (X)均為正或負(fù)時(shí)，可選擇組織強(qiáng)調(diào)及血管強(qiáng)調(diào)中的其中一種。整體強(qiáng)調(diào)不依賴(lài)于參數(shù)σ及相位差圖像ro (X)的符號(hào)，在構(gòu)造強(qiáng)調(diào)的情況下，例如，預(yù)先通過(guò)實(shí)驗(yàn)求出皮質(zhì)內(nèi)構(gòu)造產(chǎn)生的相位差α (以下，簡(jiǎn)稱(chēng)為相位差α )的值，根據(jù)相位差α與相位差圖像H) (X)的大小關(guān)系設(shè)定條件式。
[0166]強(qiáng)調(diào)模式A (組織強(qiáng)調(diào))
[0167]I (X) = w (PD (X)) XM (X)…(PD (X) = O)
[0168]I (X) = M (X)…(PD (X) < O)
[0169]強(qiáng)調(diào)模式B (血管強(qiáng)調(diào))
[0170]I (X) = w (PD (X)) XM (X)…(PD (X) = O)
[0171]I (X) = M (X)…(PD (X) > O) [0172]強(qiáng)調(diào)模式C (整體強(qiáng)調(diào))
[0173]I (X) = w (PD (X)) XM (X)
[0174]強(qiáng)調(diào)模式D (構(gòu)造強(qiáng)調(diào))
[0175]I α I 蘭 σ
[0176]當(dāng)PD (X)芻 O 時(shí)
[0177]I (X) = w (PD (X)) XM (X)...(- α | 芻 PD (x) = - σ )
[0178]I (X) = M (X)...(PD (x) < -| α )
[0179]當(dāng)PD (X) > 0 時(shí)
[0180]I (X) = w (PD (X)) XM (x)
[0181]在強(qiáng)調(diào)模式A時(shí)，運(yùn)算部26A擷取相位差圖像H) (X)成為O (零)以上的部分，只對(duì)該部分進(jìn)行強(qiáng)調(diào)，由此制作形態(tài)圖像I U)。此時(shí)，對(duì)于相位差圖像ro (X)為負(fù)的部分，不進(jìn)行強(qiáng)調(diào)。在強(qiáng)調(diào)模式A時(shí)，形態(tài)圖像I (X)成為經(jīng)組織強(qiáng)調(diào)的圖像。
[0182]在強(qiáng)調(diào)模式B時(shí)，運(yùn)算部26A擷取相位差圖像ro (X)成為O (零)以下的部分，只對(duì)該部分進(jìn)行強(qiáng)調(diào)，由此制作形態(tài)圖像I U)。此時(shí)，對(duì)于相位差圖像ro (X)為正的部分，不進(jìn)行強(qiáng)調(diào)。在強(qiáng)調(diào)模式B時(shí)，形態(tài)圖像I (X)成為經(jīng)血管強(qiáng)調(diào)的圖像。
[0183]在強(qiáng)調(diào)模式C時(shí)，運(yùn)算部26A通過(guò)強(qiáng)調(diào)相位差圖像H) (x)整體而制作形態(tài)圖像I(X)。在強(qiáng)調(diào)模式C時(shí)，形態(tài)圖像I (X)成為強(qiáng)調(diào)包含組織或血管等的整體所得的圖像。
[0184]在強(qiáng)調(diào)模式D時(shí)，運(yùn)算部26A在相位差圖像H) (X)成為O (零)以下時(shí)，通過(guò)強(qiáng)調(diào)滿(mǎn)足-1 α I ^ PD (X)蘭- σ的部分而制作形態(tài)圖像I (X)。此時(shí)，對(duì)于滿(mǎn)足PD (X) < _| α的部分，不進(jìn)行強(qiáng)調(diào)。另外，運(yùn)算部26Α在相位差圖像H) (X)大于O (零)時(shí)，也使用所述條件式制作形態(tài)圖像I U)。在強(qiáng)調(diào)模式D時(shí)，形態(tài)圖像I (X)成為經(jīng)構(gòu)造強(qiáng)調(diào)的圖像。此外，因?yàn)橄辔徊瞀潦怯善べ|(zhì)內(nèi)構(gòu)造產(chǎn)生的，所以形態(tài)圖像I (X)實(shí)際上成為強(qiáng)調(diào)皮質(zhì)構(gòu)造所得的圖像。[0185]這樣一來(lái),在本實(shí)施方式中，通過(guò)改變強(qiáng)調(diào)圖像w (PDr (x))、w (PDa (x))對(duì)強(qiáng)度圖像M (X)的遮蓋方法，可特定出以各形態(tài)圖像I (X)所表示的組織對(duì)比度為背景的更準(zhǔn)確的腦功能的解剖學(xué)位置。
[0186](5)總結(jié):
[0187]根據(jù)以上所說(shuō)明的實(shí)施方式，當(dāng)對(duì)從活體獲得的MR圖像進(jìn)行分析時(shí)，制作從目標(biāo)區(qū)域獲得的MR信號(hào)的相位差分布，且利用多個(gè)函數(shù)群同時(shí)對(duì)該相位差分布進(jìn)行擬合，基于目標(biāo)區(qū)域內(nèi)所包含的組織的磁化率來(lái)驗(yàn)證包含在目標(biāo)區(qū)域內(nèi)的活體的正常性，該磁化率是由對(duì)相位差分布進(jìn)行過(guò)擬合的所述多個(gè)函數(shù)群的參數(shù)特定出的。由此，可在目前的保險(xiǎn)診療范圍內(nèi)對(duì)利用包含MRI的醫(yī)療用圖像設(shè)備無(wú)法描繪出的組織或病變進(jìn)行實(shí)際檢測(cè)。
[0188]此外，本技術(shù)并不限于所述實(shí)施方式或變形例，還包含將所述實(shí)施方式或變形例中所公開(kāi)的各構(gòu)成相互置換或變更組合而成的構(gòu)成、將公知技術(shù)以及所述實(shí)施方式或變形例中所公開(kāi)的各構(gòu)成相互置換或變更組合而成的構(gòu)成等。另外，本發(fā)明的技術(shù)范圍并不限定于所述實(shí)施方式，甚至涉及權(quán)利要求所記載的事項(xiàng)及其均等物。
[0189][產(chǎn)業(yè)上的可利用性]
[0190]本技術(shù)被認(rèn)為可用于使用MRI的各種診斷。尤其是在檢測(cè)像淀粉狀蛋白β —樣的微小病變組織時(shí)可做出較大貢獻(xiàn)。在檢測(cè)散漫地存在于組織中的物質(zhì)時(shí)也能同樣地應(yīng)用本方法，例如，認(rèn)為可定量地計(jì)測(cè)在健康診斷等中必定成為檢查對(duì)象的肝臟中所含有的脂肪的比例 等。
【權(quán)利要求】
1.一種圖像分析裝置，用來(lái)對(duì)從活體獲得的核磁共振圖像進(jìn)行分析，其特征在于包括: 相位差分布制作部，制作從活體的規(guī)定區(qū)域獲得的核磁共振信號(hào)的相位差分布； 擬合部，利用多個(gè)函數(shù)群對(duì)由相位差分布制作部制作的所述相位差分布進(jìn)行擬合；以及 驗(yàn)證部，基于所述規(guī)定區(qū)域內(nèi)所包含的組織的磁化率來(lái)驗(yàn)證包含在所述規(guī)定區(qū)域內(nèi)的活體的正常性，所述磁化率是由通過(guò)所述擬合部對(duì)所述相位差分布進(jìn)行過(guò)擬合的所述多個(gè)函數(shù)群的參數(shù)特定出的。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的圖像分析裝置，其特征在于: 所述多個(gè)函數(shù)群至少包含一個(gè)高斯分布。
3.根據(jù)權(quán)利要求1或2所述的圖像分析裝置，其特征在于: 所述多個(gè)函數(shù)群包含兩個(gè)高斯分布；且 所述圖像分析裝置還包括圖像生成部，該圖像生成部制作強(qiáng)調(diào)出所述兩個(gè)高斯分布中的標(biāo)準(zhǔn)偏差大的高斯分布具有大于另一高斯分布的相位的像素的核磁共振圖像。
4.一種圖像分析 方法，用來(lái)對(duì)從活體獲得的核磁共振圖像進(jìn)行分析，其特征在于包括: 相位差分布制作步驟，制作從活體的規(guī)定區(qū)域獲得的核磁共振信號(hào)的相位差分布； 擬合步驟，利用多個(gè)函數(shù)群對(duì)所述相位差分布進(jìn)行擬合；以及驗(yàn)證步驟，基于所述規(guī)定區(qū)域內(nèi)所包含的組織的磁化率來(lái)驗(yàn)證包含在所述規(guī)定區(qū)域內(nèi)的活體的正常性，所述磁化率是由對(duì)所述相位差分布進(jìn)行過(guò)擬合的所述多個(gè)函數(shù)群的參數(shù)特定出的。
5.一種圖像分析程序，用來(lái)使計(jì)算機(jī)實(shí)現(xiàn)對(duì)從活體獲得的核磁共振圖像進(jìn)行分析的功能，其特征在于包括: 相位差分布制作功能，制作從活體的規(guī)定區(qū)域獲得的核磁共振信號(hào)的相位差分布；擬合功能，利用多個(gè)函數(shù)群對(duì)所述相位差分布進(jìn)行擬合；以及驗(yàn)證功能，基于所述規(guī)定區(qū)域內(nèi)所包含的組織的磁化率來(lái)驗(yàn)證包含在所述規(guī)定區(qū)域內(nèi)的活體的正常性，所述磁化率是由對(duì)所述相位差分布進(jìn)行過(guò)擬合的所述多個(gè)函數(shù)群的參數(shù)特定出的。
【文檔編號(hào)】A61B5/055GK103826535SQ201280046660
【公開(kāi)日】2014年5月28日 申請(qǐng)日期:2012年9月26日 優(yōu)先權(quán)日:2011年9月28日
【發(fā)明者】米田哲也 申請(qǐng)人:國(guó)立大學(xué)法人熊本大學(xué)