(57)【要約】  【課題】  同一断面について時系列に並ぶ複数の断面画像間の位置ずれ補正処理の短縮化が可能な画像処理方法を実現する。  【解決手段】  同一断面についての複数の断面画像Ｓ1Ｉ1、Ｓ1Ｉ2、・・・Ｓ1ＩNについて、基準画像をＳ1Ｉ1として、他の画像の位置ずれ補正処理を行う。基準画像をＳ1Ｉ1と画像Ｓ1Ｉ2との位置ずれ補正量ｖ1,2を算出する。基準画像Ｓ1Ｉ1と画像Ｓ1Ｉ3との位置ずれ補正量算出は、画像Ｓ1Ｉ3を既に算出した補正量ｖ1,2だけ予め移動させた後、実行する。以降、基準画像Ｓ1Ｉ1と画像Ｓ1Ｉn（ｎ＜Ｎ）との位置ずれ補正量算出は、画像Ｓ1Ｉnを既に算出した補正量ｖ1,n-1だけ予め移動させた後、実行する。以上の処理を全ての断面で位置合わせが終了するまで、繰り返して解析処理に使用する全データセットの位置を補正すれば、位置ずれ補正量を求めるための計算回数を大幅に減らすことができる。【選択図】      図３
2005323994.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の同一撮影予定部位の断層画像を３回以上撮影して得られた画像を解析処理するステップと、前記撮影された画像と前記解析処理された結果を表示するステップを有する画像処理方法において、
前記解析処理ステップは、前記画像の中から基準画像と第１の画像及び該第１の画像の後に撮影された第２の画像を選択し、
前記第１の画像の前記基準画像に対する第１の位置ずれ量と、前記第２の画像の前記第１の画像に対する第２の位置ずれ量とを求め、
前記第１の位置ずれ量に前記第２の位置ずれ量を加算した位置ずれ量を、前記基準画像に対する前記第２の画像の位置ずれ量とし、
前記第１の画像と前記第２の画像の前記基準画像に対する位置ずれをそれぞれ補正することを特徴とする画像処理方法。
【請求項２】
請求項１に記載の画像処理方法において、
前記解析処理ステップは、前記第１の画像を（ｎ−１）番目の画像（Ｉn-1）とし、前記第２の画像を（ｎ）番目の画像（Ｉn）として、前記（ｎ）番目の画像の前記基準画像（Ｉ1）に対する位置ずれ量（Ｖ1,n）を、前記（ｎ−１）番目の画像の前記基準画像（Ｉ1）に対する位置ずれ量（Ｖ1,n-1）に、該（ｎ）番目の画像の該（ｎ−１）番目の画像に対する位置ずれ量（Ｖn-1,n）を求めて加算した値（Ｖ1,n＝Ｖ1,n-1＋Ｖn-1,n）とし、ｎを２から撮影枚数まで順次繰り返すことを特徴とする画像処理方法。
【請求項３】
請求項２記載の画像処理方法において、
前記解析処理ステップは、（ｎ＋１）番目の画像と（ｎ）番目の画像の時間差（tn,n+1）と（ｎ）番目の画像と（ｎ−１）番目の画像の時間差（tn-1,n）とを求め、（ｎ＋１）番目の画像（Ｉn+1）の前記基準画像（Ｉ1）に対する位置ずれ量（Ｖ1,n+1）を、（ｎ）番目の画像（Ｉn）の前記基準画像（Ｉ1）に対する位置ずれ量（Ｖ1,n）に、該（ｎ）番目の画像（Ｉn）の（ｎ−１）番目の画像（Ｉn-1）に対する位置ずれ量（Ｖn-1,n）に（tn,n+1／tn-1,n）を掛けた値を加算した値（Ｖ1,n+1＝Ｖ1,n＋Ｖn-1,n×（tn,n+1／tn-1,n））とすることを特徴とする画像処理方法。
【請求項４】
請求項１乃至３記載の画像処理方法において、
上記解析処理ステップは、前記基準画像を変更した場合に、該変更後の基準画像に合わせて位置ずれ補正された画像を、更に変更前の基準画像に合わせて位置ずれ補正を行うことを特徴とする画像処理方法。
【請求項５】
請求項１乃至４記載の画像処理方法において、
前記解析処理ステップは、前記断層画像の中で、前記被検体の領域で且つ同一画素値の時間的変化の少ない領域を抽出して、該抽出された領域において前記位置ずれ量を求めることを特徴とする画像処理方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置やX線CT装置等における画像処理方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング装置（MRI装置）やX線CT装置により得られたMR画像又はCT画像を用いた計測後の解析処理の一つにPerfusion解析がある。
このPerfusion解析は、造影剤を被検体に注入し、画像撮影して得られた画像について、脳に血液が正常に流れているか否かを解析する手法である。
Perfusion解析は、この解析により得られた結果画像から、初期段階の脳梗塞の発見や病変の可逆性、不可逆性を判断するのに有用である。Perfusion解析では、被検体の同じ位置において高速撮像により得られた時系列に並ぶ複数の画像を入力画像として計算を行い、解析結果画像を得る。
【０００３】
しかしながら、被検体の動きや機械的な誤差、あるいはMR画像の場合は静磁場の変動などの様々な要因により、固定していると想定される位置の画像を連続的に採取しても、得られる画像の位置は必ずしも揃っていない。
Perfusion解析では、時系列に並ぶ画像群の局所部位の画素値から同位置の解析結果画像の画素値を求めるのである。このため、もし、時系列に並ぶ入力画像の各部位の位置が揃っていないと、一定の位置の画素値を使用しているつもりでも、異なる位置の画素値を使用していることになり、解析結果の信頼性が低下することとなる。
【０００４】
上記位置ずれによる解析画像の信頼性低下を防ぐには、解析処理の前処理として入力画像間の位置合わせを行なわなければならない。2つの二次元画像や2つの三次元画像の位置合わせに関する発明は、これまでにも多数公表されている。代表的な例としては、非特許文献1に記載された技術がある。
【０００５】
非特許文献1記載の技術では、2つの三次元画像のボクセル値とボクセル値との比の関心領域内における標準偏差が最小になるように、平行移動と回転移動を繰り返す。そして、平行移動と回転移動の繰り返しにおいて、どの方向に移動するかを、x,y,z軸それぞれの平行と回転とに関して、それぞれ移動方向に関する１階偏微分から求め、その方向に沿ってどれだけ移動を行うかをNewton-Raphon法を用いて求めている。
【０００６】
非特許文献1記載の位置合わせ手法は、二次元画像の位置合わせにも応用可能である。
以下に、非特許文献1記載の技術を二次元画像位置合わせに応用した場合について、図6を参照して説明する。
【０００７】
図6の（A）において、画像201（実線図示）と画像202（破線図示）とは、同一被検体の同一位置から得た画像であるが、画像201に対して画像202の位置がずれている。
画像202の位置を画像201に合わせるとし、図6の（A）に示すように、位置がずれていた場合、画像202の位置ずれ補正量をv＝（vx,vy,vθ）で表す。なお、図6においては、水平方向をx軸、垂直方向をy軸、画像のマトリクスの中心0とする回転角度をθとしている。
【０００８】
画像201上のx＝i、y＝jの画素値P1i,jと同位置の画像202上の画素値P2i,jとの比をRi,j＝（P2i,j／P1i,j）、比Ri,jの標準偏差をσ、比Ri,jの平均値をRmeanとして、σ／Rmeanが、0に近いほど画像201と202との位置がよく合っているとみなす。
x,y,θのそれぞれに関して微少量ずつ画像202の位置を変化させて、σ／Rmeanが最も0に近づく点を探し出す。
最小のσ／Rmeanを求めるために、まずは、x方向、y方向、θ方向のどの方向に画像202を移動させるかを決定する。そして、図6の（B）に示すように、xのプラス方向、xのマイナス方向、yのプラス方向、yのマイナス方向、θのプラス方向、θのマイナス方向に、画像202をそれぞれ微少量移動させて、最もσ／Rmeanが小さくなる方向に画像202を移動させる。
【０００９】
次に、決定した移動方向に画像202をどれだけ移動させるかを求める。非特許文献1記載の技術では、Newton-Raphon法を用いて移動方向の一階偏微分が0に近いある値以下となる点を求めることにより、前過程において決定した移動方向にどれだけ移動させるかを決定している。
Newton-Raphon法は、一般的には収束の速い数値解析方法として知られているが、変曲点が存在すると収束が極端に遅くなる場合や、収束しない場合もあるので適用上の注意が必要になる。
【００１０】
なお、決定済みの方向にどれだけ画像202を移動するかは、Newton-Raphon法を用いなくとも、決定済みの方向に移動しながらσ／Rmeanを逐次求め、移動方向に関するσ／Rmeanの一階偏微分が負から正の値に変化する点を探してもよい。この方法の場合は変曲点の存在によらず、移動させている軸方向で最小のσ／Rmeanを求めることはできる。
ただし、一般的な収束速度はNewton-Raphon法に比べて遅い。いずれの方法を用いるにしても、ある軸方向で最小のσ／Rmeanを求めたら、そこを新たな基点として、より小さいσ／Rmeanを探すために、再び移動方向を求める。
この手続きを繰り返して、σ／Rmeanが最も0に近い値となる移動を見出す。
【００１１】
以上の方法で、図6の（C）に示すように、2枚の画像201，202の位置合わせを行うことができる。
なお、2つの画像の位置がどれだけ一致しているかを判定するには、σ／Rmeanを用いる方法以外にも、Σ（P2i,j−P1i,j）2が最も0に近づく点を求めるなどの方法もある。
【００１２】
【非特許文献１】Rapid Automated Algorithm for Aligning and Reslicing PET Images, Roger P.Woods
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１３】
上述した従来の技術においても、時系列に並ぶ画像群の2画像間での位置合わせを行うことは可能である。
しかしながら、Perfusion解析に用いるデータのように、ある部位の画像を多数使用して、解析結果を得る場合には、上述したように、画像間の位置合わせを繰り返し行わなければならない。
【００１４】
Perfusion解析における解析結果を短時間で得るには、2画像間での位置合わせに要する処理時間に加えて、位置合わせの繰り返しに要する処理時間を短縮化することが重要な課題となる。
さらに、Perfusion解析においては、被検体のある断面に属する時系列に並ぶ画像群の位置合わせを複数の断面に関して繰り返し行う場合もあり、位置合わせの繰り返しに要する処理時間の短縮化は益々重要な課題となる。
【００１５】
ここで、Diffusion解析画像は超急性期の脳梗塞の診断に有用である。さらに、Perfusion解析画像は梗塞に至る前の段階での虚血症状の早期発見に有用であり、どちらも発病から、いかに速く診断し、そして適切な処置を施せるかどうかが、被検者のその後の症状を大きく左右すると言われている。
【００１６】
本発明の目的は、同一断面について時系列的に並ぶ複数の断面画像間の位置ずれ補正処理の短縮化が可能な画像処理方法を実現することである。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
上記目的を達成するため、本発明は次のように構成される。
（１）本発明の画像処理方法は、被検体の同一撮影予定部位の断層画像を3回以上撮影して得られた画像を解析処理するステップと、前記撮影された画像と前記解析処理された結果を表示するステップを有する画像処理方法において、前記解析処理ステップは、前記画像の中から基準画像と第1の画像及び該第1の画像の後に撮影された第2の画像を選択し、前記第1の画像の前記基準画像に対する第1の位置ずれ量と、前記第2の画像の前記第1の画像に対する第2の位置ずれ量とを求め、  前記第1の位置ずれ量に前記第2の位置ずれ量を加算した位置ずれ量を、前記基準画像に対する前記第2の画像の位置ずれ量とし、前記第1の画像と前記第2の画像の前記基準画像に対する位置ずれをそれぞれ補正する。
【００１８】
（２）好ましくは、上記（1）において、前記解析処理ステップは、前記第1の画像を（n−1）番目の画像（In-1）とし、前記第2の画像を（n）番目の画像（In）として、前記（n）番目の画像の前記基準画像（I1）に対する位置ずれ量（V1,n）を、前記（n−1）番目の画像の前記基準画像（I1）に対する位置ずれ量（V1,n-1）に、該（n）番目の画像の該（n−1）番目の画像に対する位置ずれ量（Vn-1,n）を求めて加算した値（V1,n＝V1,n-1＋Vn-1,n）とし、nを2から撮影枚数まで順次繰り返す。
【００１９】
上記本発明の画像処理方法において、上記解析処理ステップは、上記複数の時系列に撮影された画像のうちから基準画像を選択し、この基準画像と選択された他の画像との位置ずれ補正量を算出し、この選択された画像と時間的にそれ以降に撮影された画像に対して、少なくとも上記選択された画像に対する位置ずれ補正量だけ位置を補正した後、上記基準画像に対する位置ずれ補正量を算出し、以降、少なくとも既に算出された、時間的にその前の画像に対する位置ずれ補正量だけ、位置を補正した後、上記基準画像に対する位置ずれ補正量を算出して、上記被検体の同一撮影予定部位に対して、時系列に撮影された複数の画像の位置ずれ補正を行う。
【００２０】
これらにより、それぞれの画像において、相対的に位置ずれ量が少ない直前の画像との位置ずれ量を求めるだけで済むので、基準画像に対する位置ずれ量をそれぞれ求める場合と比較して、位置ずれ量を求めるための探索処理ステップ数を大幅に低減することができ、位置ずれ補正処理時間を大幅に短縮することができる。
【００２１】
（３）また、好ましくは、上記（2）において、前記解析処理ステップは、（n＋1）番目の画像と（n）番目の画像の時間差（tn,n+1）と（n）番目の画像と（n−1）番目の画像の時間差（tn-1,n）とを求め、（n＋1）番目の画像（In+1）の前記基準画像（I1）に対する位置ずれ量（V1,n+1）を、（n）番目の画像（In）の前記基準画像（I1）に対する位置ずれ量（V1,n）に、該（n）番目の画像（In）の（n−1）番目の画像（In-1）に対する位置ずれ量（Vn-1,n）に（tn,n+1／tn-1,n）を掛けた値を加算した値（V1,n+1＝V1,n＋Vn-1,n×（tn,n+1／tn-1,n））とする。
これにより、位置ずれ補正量が時間軸に沿って単調に増加する場合や、単調に減少する場合には、1組の画像の位置合わせを行う処理ステップ数をさらに低減することができ、さらに位置ずれ補正処理の時間短縮化を図ることができる。
【００２２】
（４）また、好ましくは、上記（1）乃至（3）において、上記解析処理ステップは、前記基準画像を変更した場合に、該変更後の基準画像に合わせて位置ずれ補正された画像を、更に変更前の基準画像に合わせて位置ずれ補正を行う。
これにより、造影剤投入などにより、意図的に画素値に時間変化を発生させている場合において、その時間的な変化に合わせて基準画像を変更することにより、より近い画素値分布を持つ画像同士を位置ずれ補正処理に用いることができる。
【００２３】
（５）また、好ましくは、上記（1）乃至（4）において、前記解析処理ステップは、前記断層画像の中で、前記被検体の領域で且つ同一画素値の時間的変化の少ない領域を抽出して、該抽出された領域において前記位置ずれ量を求める。
これにより、位置ずれ補正処理をより安定しておこなうことができる。
【発明の効果】
【００２４】
本発明のよれば、同一断面について時系列的に並ぶ複数の断面画像間の位置ずれ補正処理の短縮化が可能な画像処理方法を実現することができる。
本発明により、計測後の画像に位置ずれが含まれていても、高速に位置ずれ補正を行い、正確な解析結果を迅速に表示することが可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２５】
以下、本発明の実施形態について、添付図面を参照して説明する。
図1は、本発明が適用される磁気共鳴イメージング装置（MRI装置）の全体概略構成図である。
図1において、MRI装置は、静磁場発生装置1と、傾斜磁場発生系30と、送信系32と、受信系33と、信号処理系34と、シーケンサ31と、中央処理装置（CPU）35とを備えている。
【００２６】
静磁場発生装置31は、被検者54の周りにその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検者54の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。
【００２７】
傾斜磁場発生系30は、X,Y,Zの三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル2と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源36とを備え、後述するシーケンサ31からの命令に従って、X,Y,Zのそれぞれのコイルの傾斜磁場電源36を駆動することにより、X,Y,Zの三軸方向の傾斜磁場Gx,Gy,Gzを被検者54に印加する。傾斜磁場の加え方により被検者54に対するスライス面を設定することができる。
【００２８】
シーケンサ31は、被検者54の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する。
また、シーケンサ31は、CPU35の制御により動作し、被検者54の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を、送信系32、傾斜磁場発生系30及び受信系33に送る。
【００２９】
送信系32は、上記シーケンサ31から送り出される高周波パルスにより被検者54の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場を照射する。そして、送信系32は、高周波発振器37と、変調器38と、高周波増幅器39と、送信側の高周波コイル3とを備える。
【００３０】
高周波発振器37から出力された高周波パルスをシーケンサ31の命令に従って変調器38で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器39で増幅する。そして、増幅された高周波パルスを、被検者54に近接して配置された高周波コイル3に供給することにより、電磁波が被検者54に照射される。
【００３１】
受信系33は、被検者54の生体組織の原子核の核磁気共鳴により放出されるエコー信号（NMR信号）を検出する。受信系33は、受信側の高周波コイル3と、増幅器40と、直交位相検波器41と、A／D変換器42とを備える。
【００３２】
送信側の高周波コイル3から照射された電磁波による被検者50の応答の電磁波（NMR信号）は、被検者54に近接して配置された高周波コイル3で検出され、増幅器40及び直交位相検波器41を介してA／D変換器42に入力されてディジタル量に変換される。
【００３３】
さらに、直交位相検波器41に供給された信号はシーケンサ31からの命令によるタイミングで直交位相検波器41によりサンプリングされた二系列の収集データとされ、その信号が信号処理系34に送られる。
【００３４】
信号処理系34は、CPU（動作制御演算手段）35と、磁気ディスク43及び磁気テープ４４等の記録装置と、CRT等のディスプレイ45とを備え、CPU35でフーリエ変換、補正係数計算、画像再構成等の処理を行い、任意断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を行って得られた分布を画像化してディスプレイ45に断層像として表示する。
【００３５】
図2は、図1に示したCPU35及び信号処理系34の、後述する位置ずれ補正処理動作の機能ブロック図である。図2において、処理対象領域抽出処理部50により抽出された画素は、位置ずれ補正前処理部51により前処理が実行される。前処理が施された後、位置ずれ補正量算出部52において、画素の位置ずれ補正量が算出される。そして、算出された位置ずれ補正量が位置ずれ補正量記憶部53に記憶され、この記憶部53に記憶された補正量に基づいて、解析処理部54により解析処理が行われる。解析処理された画像が画像表示部55により表示される。
【００３６】
なお、位置ずれ補正量記憶部53は、図1に示した磁気テープ44、磁気ディスク43、CPU35内メモリに対応する。また、画像表示部56は、ディスプレイ45に対応し、処理対象領域抽出処理部50、位置ずれ補正前処理部51、位置ずれ補正量算出部52、解析処理部55は、CPU35の機能に対応する。
【００３７】
次に、Perfusion解析に用いる画像データセットの例について、図3を参照して説明する。
図3において、Perfusion解析では、特定の被検体56の領域において、造影剤が通過する様子を観察するために、被検体56の同じ位置から連続的に画像を得る。ここで、m,nは自然数、Mはm以上の自然数、Nはn以上の自然数とした場合、mスライスの画像をn回撮像した場合に、1番目のスライスから得た画像を時系列に並べたものを、S1I1、S1I2、・・・、S1INとする。
【００３８】
また、2番目のスライスから得た画像を時系列に並べたものを、S2I1、S2I2、 ・・・、S2INとする。
同様に、m番目のスライスから得た画像を時系列に並べたものを、SmI1、SmI2、・・・、SmINとする。それぞれのスライスにおいて、位置ずれ補正と解析処理を実施して、画像R1、・・・、RMを得る。
【００３９】
図4は、位置ずれ補正処理全体の流れを示した動作フローチャートである。
図4において、処理対象領域抽出処理部50が、処理対象領域を抽出する（ステップ401）。Perfusion解析に必要なデータは、被検体56領域のみで、画像上の背景ノイズ領域（以下、単に「背景領域」と略記する）は解析には必要ない。このため、解析結果を得るまでの時間を短縮するために、背景領域と被検体領域とを切り分け、被検体領域のみを解析処理に用いる。さらに、処理対象領域は造影剤の効果による画素値の変動の少ない領域であることが位置ずれ補正処理には好ましい。そこで、被検体領域且つ画素値の変動の少ない領域を処理対象領域として抽出する。この処理対象領域の抽出には様々な方法があるが、例えば、以下の処理ステップからなる方法がある。ただし、本発明は、これに限定されることは無い。
【００４０】
ステップ１：被検体画像と背景画像を分離する。被検体領域と背景領域を分離するため、ある閾値以下となる画素値を一定値（例えば、ゼロ）に置換する。閾値としては、例えば上記連続撮影で得られた画像群の中から最大画素値Pmaxを取得し、その数％とする。以下、この閾値をVth1で表すものとする。
【００４１】
ステップ２：被検体画像の中で、画素値の変動の少ない領域を処理対象領域として抽出する。画素値の変動の少ない領域を抽出する方法として、下記のrCBV値を用いる方法を説明する。
【００４２】
ステップ２−１：上記背景のノイズ成分がカットされた同一スライスの時系列画像において、各画素の信号強度変化率ΔR2の時間に対する変化を調べる。
【数１】
2005323994.tif 000003
ここで、S(t)は各時刻tにおける信号強度、TEはエコー時間、S(Tpre)は造影剤投与前の信号強度である。 信号強度変化率ΔR2の時間に対する変化は図7に示した曲線TDC(実線)となる。
【００４３】
ステップ２−２：造影剤の再循環の影響をなくすため、上記時間強度曲線TDCに対して、次式のガンマ関数でカーブフィッティングすることにより、TDCfitという曲線(図7の点線)を求める。ガンマカーブフィッティングの詳細は[非特許文献2]に述べられている。
【数２】
2005323994.tif 000004
ここで、a,b,c,dは定数である。
【００４４】
ステップ２−３：上記TDCfit曲線と時間軸で囲まれた部分の面積を求める。つまり、TDCfitの時間積分を求める。これは各画素の局所脳血液量rCBVとなり、rCBV画像として作成する。このrCBV画像の各画素における画像値を f(i,j)  (i= 1,2,…,K; j=1,2, …,L；K,Lは画像のピクセル座標の最大値)で表すものとする。
【００４５】
f(i,j)は各画素の信号時間強度変化曲線と時間軸で囲まれた部分の面積であるため、造影剤の投入により信号の強度変化が小さければ小さいほど、f(i,j) が小さい。f(i,j) がある閾値以下である(i,j)の集合は造影剤の投入による影響が少ない領域であると考えられる。この閾値をVth2で表すものとする。
【００４６】
ステップ２−４：空気のような空間部分を避けるために、前記造影剤が投入される前に撮影された画像において各画素値P1(i,j)を調べる。P1(i,j)が前記閾値Vth1より大きいかつf(i,j)  がVth2より小さい(i,j)  の集合は造影剤による影響が少ない領域であると決め、この領域を処理対象領域とする。
【非特許文献２】Thompson HK, Starmer CF, "Indicator transit time considered as a gamma variate", CTrc Res, 14, p502-p515, (1964)
【００４７】
次に、複数断面に属する画像群を取り扱う場合には、どの断面で位置ずれ補正を行うかを決定する（ステップ402)。最初にどの断面を選択するかは任意である。例として、図3に示した1番目の断面を最初に選択する。したがって、位置ずれ補正の対象は、画像S1I1、S1I2、・・・、S1INである。
【００４８】
次に、ステップ402で選択した断面において、同一断面から得られた時系列画像群の位置ずれ補正を行うために、位置合わせの標的となる基準画像を選定する（ステップ403）。この例における説明では、時系列上の最初の画像S1I1を基準画像とするが、断面内の任意の画像を基準画像としてもよい。
【００４９】
次に、基準画像S1I1に対して位置ずれ補正を行う画像を選定する（ステップ404）。位置ずれ補正の対象となる位置ずれ補正画像は、時系列上で基準画像に隣り合う画像を選択する。この例では画像S1I2を位置ずれ補正画像とする。
【００５０】
次に、位置ずれ補正画像S1I2に対して、位置ずれ補正前処理部51が位置ずれ補正前処理を行う（ステップ405）。ただし、後述するように、ステップ404〜407は繰り返し、実行されるが、このステップ405による前処理は、初回時には実行せず、繰り返し処理において実行される。続いて、位置ずれ補正量算出部52が位置ずれ補正量を算出する（ステップ406）。
【００５１】
次に、一断面内での全ての画像の位置合わせを行ったか否かをCPU35が判断し（ステップ407）、終了していなければ、ステップ404に戻り、ステップ404〜407の処理を実行する。
ステップ407において、一断面内での全ての画像の位置合わせが終了していないので、画像S1I2の移動量をv1,2とし、これを位置ずれ補正量記憶部53に記憶する。なお、画像の位置合わせは、上述した従来技術を用いて行うことができる。
【００５２】
次に、画像S1I3の位置合わせを行う必要があるので、ステップ404に戻って、画像S1I3を位置ずれ補正画像として選択し、スステップ405に進む。
画像S1I3の位置を基準画像S1I1に合わせるための前処理（ステップ405）として、予め、画像S1I3を、先に算出した画像S1I2の移動量v1,2だけ移動させる。この予め、移動させた画像をS1I3'とする。
【００５３】
次に、ステップ406において、画像S1I3'の位置を、基準画像S1I1に合わせる。画像S1I3'を画像S1I1に合わせるための、画像S1I3'の移動量は、画像S1I3を画像S1I2に合わせるための移動量に等しいので、これをv2,3と表す。
【００５４】
画像S1I3を基準画像S1I1に合わせるためのトータルの移動量v1,3は、次式（1）で表すことができる。
ｖ1,3＝ｖ1,2＋ｖ2,3        ・・・（１）
そして、上記（1）式で得られた移動量v1,3は、位置ずれ補正量記憶部53に記憶し、次に算出すべき移動量v1,4を求めるのに利用する。
【００５５】
以降、ステップ404から407を繰り返し行うことにより、1スライス目に属する画像群の位置が全て揃う。上記（1）式の一般化した式は、次式（2）となる。
ｖ1,n＝ｖ1,n-1＋ｖn-1,n        ・・・（２）
ただし、1≦n≦N、v1,1＝0である。
【００５６】
このように、位置ずれ補正前処理として、先に算出された移動量v1,n-1を位置ずれ補正量の予測値とし、予め移動させておき、その位置からの移動量を算出する。これにより、基準画像に近づけた状態から位置ずれ補正処理演算を開始するので、演算回数を減らすことができる。
つまり、算出した移動量v1,nを、位置ずれ補正量記憶部53に記憶しておき、次の画像の位置ずれ補正前処理に利用することにより演算回数を減少して、演算処理時間の短縮化を図る。これが本発明の着眼点である。
【００５７】
処理は、ステップ408において、全ての断面で位置合わせを行ったか否かが判断される。全ての断面で位置合わせを終了していなければ、ステップ402に戻り、2スライス目以降の画像位置ずれ補正を行う。
2スライス目以降については、上述と同様の方法でも位置ずれ補正が可能であるが、位置ずれ補正記憶部53に記憶した1スライス目の位置ずれ補正量v1,nを、2番目の断面画像以降の位置ずれ補正量の予測値として使用し、計算回数の低減を行う。
【００５８】
すなわち、画像S2I1を位置合わせの基準画像として、画像S2In(1≦n≦≦N)
を画像S2I1の位置に合わせるには、ステップ405において、1スライス目の位置ずれ補正量v1,nだけ、画像S2Inを予め移動させた後に、位置ずれ補正処理ステップ406を実施する。
このように、2スライス目の画像位置ずれの傾向が、1スライス目の画像位置ずれの傾向に類似しているならば、1スライス目の位置ずれ補正量v1,nを利用することにより、位置ずれ補正量を求めるための計算回数を大幅に減らすことができる。
【００５９】
以上の処理を全ての断面で位置合わせが終了するまで、繰り返して、解析処理に使用する全データセットの位置を補正する。
本発明の第1の実施形態によれば、同一断面について時系列に並ぶ複数の断面画像間の位置ずれ補正処理の短縮化が可能な画像処理方法を実現することができる。
【００６０】
次に、本発明の第2の実施形態について説明する。
本発明の第2の実施形態においては、画像S1Inの位置ずれ補正量v1,nを求めるにあたって、図4のステップ405の位置ずれ補正前処理において、vn-2,n-1（すなわち、n−1番目の画像がn−2番目の画像に対してどれだけ位置がずれていたか（位置偏差））を位置ずれの傾向とみなし、考慮に入れる。
【００６１】
つまり、v1,n-1＋vn-2,n-1＊（tn,n-1／tn-1、n-2）を画像S1Inの位置ずれ補正量の予測値とし、画像S1Inの位置ずれ補正を行う際に、図4のステップ405にて、v1,n-1＋vn-2,n-1＊（tn,n-1／tn-1、n-2）だけ、画像S1Inを移動させた後に位置ずれ補正処理ステップ406を実施する。
ただし、tn,n-1は、画像S1Inと画像S1In-1との計測時間間隔である。なお、ステップ406にて、vn-1,nを求めた際には、これを位置ずれ補正量記憶部53に記憶しておかなければならない。
【００６２】
この第2の実施形態による方法は、第1の実施形態と同様な効果を得ることができる他、位置ずれ補正量が時間軸に沿って単調に増加する場合や、単調に減少する場合には、前述の第1の実施形態と比較して、1組の画像の位置合わせを行うのに数ステップの処理を低減することができ、さらに位置ずれ補正処理の短縮化を図ることができる。
【００６３】
次に、本発明の第3の実施形態について説明する。
本発明の第3の実施形態においては、基準画像以外の画像を基準画像に重ねていくのは、第1の実施形態と同様であるが、この第3の実施形態では、一時的に基準画像を逐次変更していく例である。
【００６４】
図5は、本発明の第3の実施形態の全体の流れを示したフローチャートであり、図4に示した処理ステップと同様な処理ステップには同一の番号が付せられている。
図5において、上述と同様にして、処理ステップ401及び402が実行される。そして、画像S1Inの位置ずれ補正量v1,nを求めるにあたって、ステップ503において、画像S1In-1を一時的な基準画像とする。
【００６５】
続いて、ステップ404で位置ずれ補正対処画像が選定された後、ステップ506において、画像S1Inの位置をS1In-1に合わせたときの位置ずれ補正量vn-1,nを最初に求めた上で、画像S1Inを、さらに、v1,n-1だけ移動させて、画像S1I1に重ねてゆく。
そして、ステップ407において、断面内での全ての画像の位置合わせを行ったか否かを判断し、行っていなければ、ステップ503に戻る。
図5に示したフローチャートにおいて、その他の処理は、図4に示したフローチャートにおける処理ステップと同様である。
【００６６】
本発明の第3の実施形態においても、第1の実施形態と同様な効果を得ることができるが、この第3の実施形態によれば、造影剤投入などにより、意図的に画素値に時間変化を発生させている場合において、より近い画素値分布を持つ画像同士を位置ずれ補正処理に用いることができる。
【００６７】
なお、この第3の実施形態においても、第2の実施形態と同様に、ステップ505にて、画像S1Inの位置合わせを開始する前に、v1,n-1＋vn-2,n-1＊（tn,n-1／tn-1、n-2）だけ画像S1Inを移動させた後に、S1In-1に重ねてゆくことができる。
なお、上述した例は、本発明をMRI装置に適用した場合の例であるが、本発明は、MRI装置のみならず、X線CT装置にも適用することができる。
【図面の簡単な説明】
【００６８】
【図１】本発明が適用されるMRI装置の全体概略構成図。
【図２】本発明における位置ずれ補正処理動作の機能ブロック図。
【図３】Perfusion解析に用いる画像データセットと撮像部位との関係の説明図。
【図４】本発明の一実施形態の全体的な動作フローチャート。
【図５】本発明の他の実施形態の全体的な動作フローチャート。
【図６】二次元画像の位置合わせの説明図。
【図７】造影剤投与後の信号強度の変化を説明する図。
【符号の説明】
【００６９】
１  静磁場発生装置
２  傾斜磁場コイル
３  高周波磁場コイル
３０  傾斜磁場発生系
３１  シーケンサ
３２  送信系
３３  受信系
３４  信号処理系
３５  CPU
３６  傾斜磁場電源
３７  高周波発発振器
３８  変調器
３９，４０  増幅器
４１  直交位相検波器
４２  A／D変換器
５０  処理対象領域抽出処理部
５１  位置ずれ補正前処理部
５２  位置ずれ補正量算出部
５３  位置ずれ補正量記憶部
５５  解析処理部
５６  画像表示部
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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