图像分析装置、图像分析方法及图像分析程序

摘要

本发明在目前的保险诊疗范围内对利用包含MRI的医疗用图像设备无法描绘出的组织或病变进行实际检测。当对从活体获得的MR图像进行分析时，制作从目标区域获得的MR信号的相位差分布，并利用多个函数群同时对该相位差分布进行拟合，基于对相位差分布进行过拟合的所述多个函数群的参数来决定对所述目标区域内所包含的组织的磁化率的依存状态。

说明书

技术领域

本发明涉及一种图像分析装置、图像分析方法及图像分析程序，尤其是涉及一种用 来对从活体获得的核磁共振图像进行分析的图像分析装置、图像分析方法及图像分析程 序。

背景技术

作为痴呆症的一种的阿尔茨海默氏病（Alzheimer's Dementia）是目前的大问题，在 世界范围内正竭尽全力进行研究。已知引起该阿尔茨海默氏病的主要原因之一是积存在 脑内的被称为淀粉状蛋白（Amyloid）β的蛋白质。但是，淀粉状蛋白β的直径约为0.1mm 以下，认为利用现行的任何保险诊疗用图像检测设备均无法直接描绘出淀粉状蛋白β。

然而，包含磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI）的大部分医疗用图像 设备的目的在于直接描绘出成为对象的组织或病变。但是，在医疗现场拍摄时间受到限 制，能够在限制的时间内拍摄到的图像的分辨率存在极限。在这种限制条件下无法直接 描绘出成为对象的组织或病变。当然，如果为高分辨率的图像设备则能够描绘出成为对 象的组织或病变，但这种图像设备不属于保险诊疗的范围，且设备价格也高。

当然，如果使用超高磁场MRI（例如，7特斯拉（tesla）的MRI等），那么也可能 直接描绘出成为对象的组织或病变，但这种超高磁场MRI不属于保险诊疗的范围。需要 不属于保险诊疗范围的昂贵器械的图像诊断法不能说是针对也可称得上是当务之急的 医疗问题的解决方案，而需求在目前的保险诊疗范围内对利用目前的包含MRI的医疗用 图像设备无法描绘出的组织或病变进行实际检测的方法。

在这种背景下，例如，专利文献1所记载的磁共振（Magnetic Resonance，MR）系 统是使用三维（3D）倾斜双回波脉冲序列（3D dipping double echo pulse sequence）在3 特斯拉以上的磁场强度下拍摄高分辨力的MR图像，且为了搜集3D相位图像而在两个 不同的回波时间搜集MR图像的图像数据。

而且，为了推断与磁场的不均一性相关的一定成分及线性成分而从在MRI之间搜集 的计测值中减去平滑化球面调和函数，从而获得目标区域内的磁场的局部变动。由于可 通过MRI计测脑内的磁场变动的能力会随着B0的平方而增加，因此，根据专利文献1 的技术，脑的磁性及铁的计测的灵敏度变得更高。

背景技术文献

专利文献

专利文献1：日本专利特开2005-28151号公报

发明内容

[发明所要解决的问题]

然而，所述专利文献1所记载的技术是为了提高MRI整体的灵敏度，且始终以直接 描绘出MR图像为目的。另外，尚不明确在目前的保险诊疗范围内是否能够对利用目前 的包含MRI的医疗用图像设备无法描绘出的组织或病变进行检测。进而，未采用所述专 利文献1所记载的技术的MRI无法得到提高灵敏度的好处。

本发明是鉴于所述问题而完成的，目的在于提供一种能够在目前的保险诊疗范围内 对利用包含MRI的医疗用图像设备无法描绘出的组织或病变进行实际检测的图像分析 装置、图像分析方法及图像分析程序。

[解决问题的技术手段]

本技术的图像分析装置的实施方式之一是用来对从活体获得的核磁共振图像进行 分析的图像分析装置，且构成为包括：相位差分布制作部，制作从活体的规定区域获得 的核磁共振信号的相位差或相位（以下，统一称为相位差）的分布；拟合部，利用多个 函数群对所述相位差分布进行拟合；以及验证部，基于所述规定区域内所包含的组织的 磁化率来验证包含在所述规定区域内的活体的正常性，所述磁化率是由对所述相位差分 布进行过拟合的所述多个函数群的参数特定出的。

此外，所述图像分析装置包含在组入到其他设备中的状态下予以实施、或与其他方 法一同实施等的各种实施方式。另外，本技术也可以作为包括所述图像分析装置的图像 分析系统、包含与所述装置的构成对应的步骤的图像分析方法、使计算机实现与所述装 置的构成对应的功能的图像分析程序、以及记录着该图像分析程序且可由计算机读取的 记录媒体等而实现。

[发明的效果]

可使用对组织的微小磁性变化敏感的MRI相位图像检测出微小的组织变化。也就是 说，通过将源于组织的部分容积效应（partial volume effect）的相位变化理解为成为对 象的规定区域（在下述实施方式中为目标区域）的相位差分布变化，即便使用拍摄时间 短且磁场强度低的MRI，也能稳定地确认对象组织的存在。

本方法即便进行短时间的拍摄或使用低磁场的设备也能检测出对象组织，而并非花 费长时间进行拍摄且利用非现实的方法制作的直接且准确度高的逐像素（pixel by pixel） 的图像制作，认为容易被产业界或医疗现场接受。进而，本方法是利用软件（software） 进行的处理，因此可不改变以往的设备或导入追加的设备而加以利用。

附图说明

图1是表示MRI装置（磁共振图像化装置）的概略构成的图。

图2是表示RF线圈部的变形例的截面构成图。

图3是表示制作相位差图像之前的数据处理流程的图。

图4是表示判断目标区域内的组织是否正常的处理的流程的流程图。

图5是拟合正常组织中的相位差分布的曲线图。

图6是拟合非正常组织中的相位差分布的曲线图。

图7是拟合非正常组织中的相位差分布的曲线图。

图8是表示利用双重高斯分布模型所获得的拟合函数与应强调的相位差的关系的图。

图9是用来对相位差分布与LPF尺寸的关系进行说明的示意图。

图10是表示制作形态图像之前的数据处理流程的图。

【符号说明】

1：MRI装置

2：受检体

10：线圈系统

10A：膛孔

11：静磁场线圈部

12：倾斜磁场线圈部

13：RF（Radio Frequency）线圈部

20：控制系统

21：静磁场电源

22：倾斜磁场电源

23：发送部

24：接收部

25：序列控制部

26：信息处理装置

26A：运算部

26B：输入部

26C：显示部

26D：存储部

27：程序

30：躺卧部

13-1～13-8：线圈

具体实施方式

以下，按照下述顺序来说明本技术。

（1）本实施方式的构成：

（2）相位差图像的制作：

（3）判断处理：

（4）形态图像的制作：

（5）总结：

（1）本实施方式的构成：

图1是表示本实施方式的MRI装置1（磁共振图像化装置）的概略构成的图。MRI 装置1是利用核磁共振（Nuclear Magnetic Resonance，NMR）现象使受检体2内的内部 信息图像化的装置。如下所述，MRI装置1是除了利用使核磁共振信号（MR信号）的 强度成分图像化所得的强度图像作为核磁共振图像（MR图像）来绘制形态图像以外， 还利用使磁化向量的旋转角图像化所得的相位图像作为核磁共振图像（MR图像）来绘 制形态图像的新型MRI装置。此外，在本实施方式中，MRI装置1与下述控制系统20 或信息处理装置26中的任一者构成图像分析装置。

图1所示的MRI装置1包括线圈系统10、控制系统20。

[线圈系统10]

线圈系统10是包含例如静磁场线圈部11、倾斜磁场线圈部12、及射频（Radio  Frequency，RF）线圈部13而构成。这些部件例如成为大致圆筒状的形状，且以各自的 中心轴（未图示）相互成为同轴的方式配置。在包含其中心轴的面内设置着支持受检体 2的躺卧部30。

躺卧部30设置在线圈系统10的膛孔10A（内部空间）中。躺卧部30上的受检体2 通过利用未图示的搬送机构使躺卧部30移动而被搬入到膛孔10A中或从膛孔10A中被 搬出。此外，在本实施方式中，如图1所示，将与中心轴平行的方向设为Z轴，将与Z 轴正交且相互正交的两个方向设为X轴、Y轴。

静磁场线圈部11在膛孔10A形成静磁场。静磁场线圈部11由例如超导线圈或常导 线圈等构成。由静磁场线圈部11形成的静磁场的方向大致与Z轴方向平行。此外，在 图1中例示了受检体2的体轴方向与静磁场的方向平行的情况，但受检体2的体轴方向 也可以成为与静磁场的方向正交的方向。

倾斜磁场线圈部12在例如相互垂直的三个轴、也就是片层轴（slice axis）、相位轴 （phase axis）及频率轴（frequency axis）各自的方向上形成倾斜磁场（梯度磁场）。该倾 斜磁场线圈部12包含例如片层轴方向用线圈、相位轴方向用线圈、及频率轴方向用线 圈这3种线圈。此时，可将X轴、Y轴及Z轴中的任一轴设为片层轴。例如，当将Z 轴设为片层轴时，可将X轴设为相位轴，将Y轴设为频率轴。

此外，利用上文中所假设的笛卡尔（cartesian）坐标系统以外的坐标系统（例如极 坐标系统）也能进行MR信号的搜集，当利用这种坐标系统进行MR信号的搜集时，设 定适合于该坐标系统的轴（例如矢径方向、角度方向）。

RF线圈部13在静磁场的空间内形成激发受检体2内的自旋（spin）的RF磁场，并 且接收伴随着由RF磁场激发的自旋而产生的MR信号。此外，在RF线圈部13中，接 收MR信号的线圈既可兼用作形成RF磁场的线圈，也可以在形成RF磁场的线圈之外 另行设置。另外，RF线圈部13既可由单一的线圈构成，也可以例如像图2所示般由多 个线圈13-1～13-8（多信道）构成。此外，在RF线圈部13由多信道构成的情况下，在 每一信道获得MR信号。

所述MR信号是通过例如GE（gradient echo；梯度回波）系的脉冲序列（pulse sequence） 而获得的，成为对于频域（frequency domain）、也就是傅里叶（Fourier）空间（k空间 （k-space））的采样信号（sampling signal）。GE系中除了包含GE以外，还包含例如稳态 （steady state）。此外，脉冲序列既可为例如平衡稳态自由进动（Balanced SSFP（Steady  State Free Precession））、真实稳态进动快速成像（True FISP（True Fast Imaging with  Steady-state Precession）），也可以为SE（Spin Echo；自旋回波）等GE以外的序列。

[控制系统20]

如图1所示，控制系统20包括例如静磁场电源21、倾斜磁场电源22、发送部23、 接收部24及序列控制部25。

静磁场电源21对静磁场线圈部11供给电力，驱动线圈系统10。如果向静磁场线圈 部11供给该电力，那么会在膛孔10A形成静磁场。倾斜磁场电源22基于从序列控制部 25输入的控制信号对倾斜磁场线圈部12供给电力。通过向倾斜磁场线圈部12供给电力， 而在片层轴、相位轴及频率轴的各个方向上形成所期望的倾斜磁场（梯度磁场）。

发送部23例如基于从序列控制部25输入的控制信号将RF信号施加给RF线圈部 13。

接收部24接收通过驱动线圈系统10而产生的MR信号。例如，对由RF线圈部13 接收的MR信号进行检波，而执行所需的信号处理，并且进行模拟-数字（Analog-to-Digital， A/D）转换，由此生成经数字化的复数数据（complex data）（原始数据（raw data））。当 然，接收部24也可以直接对经检波的MR信号进行A/D转换而生成原始数据。接收部 24所生成的原始数据例如被输出到序列控制部25。

序列控制部25驱动用来驱动MRI装置1的倾斜磁场电源22、发送部23及接收部 24。例如，序列控制部25通过将控制信号施加给倾斜磁场电源22、发送部23及接收部 24，而驱动倾斜磁场电源22、发送部23及接收部24。

该控制信号是例如按照脉冲序列而生成，该脉冲序列规定施加给倾斜磁场电源22、 发送部23及接收部24的脉冲电流的大小、施加时间及施加时序（timing）等。关于该 脉冲序列的信息从下述信息处理装置26被输入到序列控制部25。另外，序列控制部25 例如将从接收部24输入的原始数据输出到信息处理装置26。

如图1所示，控制系统20进而包括例如信息处理装置26。该信息处理装置26例如 包含运算部26A、输入部26B、显示部26C、及存储部26D而构成。

输入部26B是例如将来自用户的信息以数字数据（digital data）的形式取入到信息 处理装置26内部的装置，例如由键盘（keyboard）或鼠标（mouse）、扫描仪（scanner） 等构成。

显示部26C用来显示由运算部26A进行处理后的结果（例如形态图像）、或用于输 入拍摄条件等数据的对话（dialog）等，例如由液晶表示装置等显示设备（display device） 构成。

存储部26D中存储着控制MRI装置1的各种程序，例如，存储着用于下述判断处 理的程序27、或用于下述形态图像的制作的相位差强调图像化程序等。

运算部26A例如用来解释并执行各种程序的命令，例如由中央处理器（Central  Processing Unit，CPU）构成。在启动MRI装置1时一同将例如存储在存储部26D的程 序27载入到该运算部26A中，由此，运算部26A例如根据来自用户的指示解释并执行 程序27的命令。

此外，运算部26A也可以由与各种程序（例如程序27）的功能对应的硬件（hardware） 构成。以下，设为通过在运算部26A中执行程序27的各种命令而制作相位图像。

（2）相位差图像的制作：

接下来，对利用MRI装置1进行的相位差图像的制作进行说明。

为了获得相位差图像，需要强度图像与相位图像。当获得这些图像时，优选为使用 GE的脉冲序列，但也可以使用例如GE系中所包含的其他脉冲序列、或GE系以外的脉 冲序列。

利用GE系的脉冲序列而获得的相位图像与包含在各像素内的组织所形成的局部磁 场（相较于外部磁场的局部磁场）的变化量ΔB和拍摄所需的回波时间（Time of Echo， TE）的乘积（ΔB×TE）成比例。因此，为了从相位图像撷取大的相位（差）信息，而增 大TE，或使强调ΔB的函数（所谓的强调函数）变得更强。

具体来说，使用规定的脉冲序列进行拍摄。拍摄次数既可为一次，也可以设为多次 以便能够进行统计处理。另外，在RF线圈部13由多信道构成且在每一信道获得MR信 号的情况下，算出在每一信道获得的MR信号的算术平均数，使用经算术平均的MR信 号制作强度图像及相位图像。此外，当算出算术平均数时，也可以事先对各个MR信号 进行灵敏度修正。

（原始数据R的取得）

图3是表示制作相位差图像之前的数据处理流程的图。该图所示的数据处理是在运 算部26A的控制下在控制系统20中执行的。运算部26A接受来自用户的指示而开始该 图所示的数据处理的运算。

首先，运算部26A对序列控制部25输出控制信号，该控制信号要求使用规定的脉 冲序列取得原始数据。于是，从序列控制部25对倾斜磁场电源22、发送部23及接收部 24输出按照规定的脉冲序列的控制信号。

当输入该控制信号时，倾斜磁场电源22及发送部23对线圈系统10输出规定的电 流脉冲，因此，RF线圈部13对MR信号进行检波。此处被检波的MR信号通过接收部 24中的规定的信号处理而被转换为原始数据R。

接收部24将该原始数据R输入到序列控制部25，序列控制部25将该原始数据R 传输（输入）到运算部26A。这样一来，运算部26A取得与MR信号对应的数据（原始 数据R）。

（强度图像M（x）、相位图像P（x）的制作）

接下来，运算部26A将从序列控制部25输入的原始数据R配置在设定于未图示的 内部存储器的k空间内。以下，将配置在k空间的数据称为k空间数据S（k）。

运算部26A对k空间数据S（k）实施傅里叶逆转换（inverse Fourier transform）而 重新构成复数图像ρ（x）。复数图像ρ（x）是如下述式（1）所示般在实部具有真实（real） 图像、在虚部具有虚构（imaginary）图像的图像。

[数1]

ρ(x)=|ρ(x)|e^iθ(x)...(1)

运算部26A根据复数图像ρ（x）而获得强度图像M（x）与相位图像P（x）。

（相位差图像PD（x）的制作）

在本实施方式中，当取得MR信号时，使用长的TE。因此，在相位图像P（x）产 生相位环绕（phase wrapping），相位超过2π的相位图像P（x）取得从实际的相位中减 去2πn（n为整数）所得的相位值。因此，相位图像P（x）成为条纹花样的图像，而不 再表示本来的相位值。因此，运算部26A消除该相位环绕，并且进行撷取相位差的处理。

具体来说，首先，运算部26A对复数图像ρ（x）实施傅里叶转换，使复数图像ρ （x）一次地恢复为k空间数据S（k）。或者，读出预先配置在k空间的k空间数据S（k）。 接着，运算部26A对k空间数据S（k）施以LPF（Low Pass Filter；低通滤波器），并对 由此而获得的数据L（k）×S（k）实施傅里叶逆转换，从而获得复数图像ρ'（x）。此外， 所述L（k）为LPF的函数。

接着，运算部26A利用复数图像ρ（x）及ρ'（x）来制作相位差图像PD（x）。具 体来说，运算部26A以复数图像ρ（x）除以复数图像ρ'（x），进行复数商的运算，由 此制作相位差图像PD（x）。由此，消除相位部分的相位环绕。

此时，相位差图像PD（x）中所包含的相位差具有2π的宽度，在本实施方式中， 将相位差图像PD（x）中所包含的相位差假定为-π≦PD（x）＜π。相位差图像PD（x） 中所包含的相位差的符号由-γ×ΔB×TE决定。

但是，存在如下情况：通过改变LPF的定义与撷取相位差图像PD（x）时的复数商 的定义，即便相位差的大小不变，相位差图像PD（x）中所包含的相位差的符号也会产 生变化。因此，为了应对该情况，以尤其对于静脉血使符号为负的方式形成所述定义。 此外，所述γ为正比例常数，例如，相当于氢的旋磁比（gyromagnetic ratio）。

（3）判断处理：

接下来，MRI装置1的利用者对该相位差图像设定具有目标的区域（以下，记载为 目标区域），且对包含在该目标区域内的相位差图像进行规定的运算处理。通过该运算 处理，可判断目标区域内所包含的组织的正常性（或非正常性）。

以下，一面参照图4一面对判断目标区域内所包含的组织的正常性（或非正常性） 的处理进行说明。该图所示的数据处理是在运算部26A的控制下在控制系统20中执行 的。运算部26A在完成相位差图像的制作时、或接受来自用户的指示后，开始该图所示 的数据处理的运算。

[区域指定界面（interface）的显示]

当开始处理时，在显示部26C的画面中显示用来指定利用MRI装置1所拍摄到的 截面或空间的一部分的界面（S1）。在该界面中，例如，显示基于MR信号而制作的强 度图像或相位图像等，可利用封闭曲线（闭合线等）或坐标值等区域指定机构指定图像 上的规定区域。

[目标区域的设定]

接着，MRI装置1的操作者经由显示部26C中所显示的界面，对利用MRI装置1 所拍摄到的截面或空间的一部分指定区域（S2）。此处由操作者指定的区域为目标区域。 操作者例如在观察显示部26C中所显示的图像时，将认为可能包含非正常组织的区域指 定为目标区域。此外，目标区域既可为二维区域，也可以为三维区域。

[制作相位差分布]

如果设定目标区域，那么运算部26A取得从目标区域内所包含的组织取得的MR信 号的全相位数据，并统计这些相位数据，制作例如将横轴设为相位值、将纵轴设为数据 数量的相位差分布（S3）。

接着，选择用于相位差分布的拟合的函数群（S4）。此处，操作者根据作为目标的 组织、病变、病情、拍摄法等选择适当的函数群。此外，在预先已决定目标的情况下， 也可以跳过步骤S4，而自动应用对应于目标的既定函数群。另外，也可以预先准备根据 作为目标的组织、病变、病情、拍摄法等的既定函数群，而从选择画面中选择目标，由 此选择对应于目标的适当函数群。

[拟合]

接着，对于针对一个目标区域所制作的一个相位差分布，利用多个函数同时进行拟 合（S5）。也就是说，利用使多个函数重合所得的曲线来近似一个相位差分布。多个函 数可采用各种函数，可例示高斯（Gaussian）分布、劳仑兹（Lorentz）分布、二项分布 等。

当然，多个函数无需限定于分布函数，也无需相互正交。另外，多个函数也可以组 合不同种类的函数而构成。此外，当通过计算机的运算进行拟合时，多个函数必须为有 限个。

此处，用于拟合的多个函数中的至少一个优选为使用高斯分布。这是因为通过无规 则的组织而获得的信号分布是表示为独立的多个因子的和的概率变量，根据中心极限定 理而保证信号分布按照高斯分布。

用于拟合的各函数具有用来变更函数形状的一个或多个参数，因此，当使用多个函 数进行拟合时，必须至少调整使用于拟合的函数的数量以上的参数。

实际上，一面适当地变更多个参数，一面搜索相位差分布与多个函数的重合最近似 的参数集（parameter set）。此时，如果拟合函数为高斯分布，那么参数将少至三个，而 容易调整参数。此外，多个函数与相位差分布的近似程度例如可利用最小平方法等进行 评价。

在下述实施例中，采用使用两个高斯分布的双重高斯分布模型作为多个函数。因为 高斯分布具有高度、中心位置（平均）、标准偏差σ（或方差σ^2）这三个参数，所以在 双重高斯分布模型中，一面调整六个参数一面进行拟合。

下述（2）式是在双重高斯分布模型中用于拟合的函数。

[数2]

$f\left(\theta \right)=A_1{e}^{-B_1{(x-C_1)}^2}+A_2{e}^{-B_2{(x-C_2)}^2}···\left(2\right)$

所述（2）式中，A1对应于第一高斯分布的高度，B1对应于第一高斯分布的方差的 倒数，C1对应于第一高斯分布的中心位置。另外，A2对应于第二高斯分布的高度，B2 对应于第二高斯分布的方差的倒数，C2对应于第二高斯分布的中心位置。

[显示]

通过以上所说明的拟合而求出的参数集成为使目标区域内所包含的组织的磁化率 附有特征的值的组合。也就是说，目标区域含有磁化率与正常组织不同的非正常组织时 的参数集与目标区域只含有正常组织时的参数集不同。

因此，将通过拟合而求出的参数集显示在显示部26C（S6），或基于参数集算出目 标区域内所包含的组织与正常组织背离的程度（组织的正常性（或非正常性）），将该程 度显示在显示部26C（S7）。如果进行这种显示，那么操作者可获得判断目标区域内所 包含的组织是否正常的基准，且可获得与正常组织的背离程度的标准。

[实验结果的说明]

此处，对利用双重高斯分布模型对从小鼠的脑实质（brain parenchyma）获得的相位 差分布进行拟合所得的实验结果进行说明。本实验中，以引起人类的阿尔茨海默氏病的 具有氨基酸取代的变异型淀粉样前体蛋白（Amyloid precursor protein，APP）的遗传基 因改变小鼠、与经遗传性控制以使各种性质固定的控制小鼠进行脑内相位差分布的研究。

具体来说，在取出遗传基因改变小鼠及控制小鼠的脑之后，以7T-MRI装置使用 3D-FLASH进行拍摄，而同时取得强度图像与相位图像。主要拍摄条件为：TR/TE：50/12.8 ms、Flip Angle（翻转角）：20°、Matrix Size（矩阵尺寸）：194×128×82（0.08mm isovoxel）、 相加：24次。

在本实验中，使用从脑中的皮质、海马区及丘脑获得的强度图像与相位图像。这是 因为在皮质、海马区及丘脑会聚集特别多的作为阿尔茨海默氏病的病理变化之一的老人 斑（senile plaque）。此外，已知在老人斑内会沉积铁，认为可将由该铁导致的磁化率的 变化理解为相位信号。具体来说，以包含认为有老人斑的部位的方式设定目标区域，利 用双重高斯分布模型对从这些脑实质搜集到的各磁共振信号的相位值的相位差分布进 行拟合。

图5是对从设定在控制小鼠的目标区域取得的相位进行绘图所得的曲线图，图6、7 是对从设定在遗传基因改变小鼠的目标区域取得的相位进行绘图所得的曲线图。在这些 曲线图中，横轴表示相位（弧度），纵轴表示检测数（例如，像素数）。此外，如上所述， 相位值被消除相位环绕而被调整为-π至π的范围，在图5～7中，将相位差分布的中心 （相位0）附近放大表示。

此处，如果比较拟合曲线中的各高斯分布的贡献率（高度），那么在图5中，第一 高斯分布的高度为第二高斯分布的7～8倍，相对于此，在图7中，第一高斯分布与第 二高斯分布为大致相同的高度。但是，在图6中，也与图5相同，第一高斯分布具有第 二高斯分布的8～9倍的高度。也就是说，即便为相同的病变，各高斯分布的贡献率（高 度）在各病例中也会不同，从而可知无法将各高斯分布的贡献率（高度）采用为判断有 无非正常组织的基准。

接着，如果比较高斯分布的标准偏差（宽度），那么在图5中，第一高斯分布与第 二高斯分布的两者显示较陡的分布，尤其是第二高斯分布与第一高斯分布相比宽度（例 如，半值宽）变窄，另外，任一高斯分布的宽度（例如，半值宽）均窄于相位差分布。 另一方面，在图6、7中，第二高斯分布的宽度（例如，半值宽）均宽于第一高斯分布， 另外，第二高斯分布的宽度（例如，半值宽）宽于相位差分布。也就是说，关于高斯分 布的标准偏差（宽度），在控制小鼠的正常组织与遗传基因改变小鼠的包含老人斑的组 织中确认到明显的差异，从而可知高斯分布的标准偏差（宽度）能够成为判断有无非正 常组织的基准。

如果基于以上的实验结果，那么进行以下考察。

首先，认为构成图5～7所示的拟合曲线的第一高斯分布是由噪音成分引起的。在 MRI装置1中，当然会预测到由电性热杂音或因切断而产生的数字化噪音（digitalize noise）等导致相位差产生误差的情况。这是因为已知这些噪音按照高斯分布，认为会产 生相对较高的高斯分布。因此，认为在利用多个函数对相位差分布进行拟合的情况下， 如果对多个函数中的至少一个采用高斯分布，那么可获得良好的拟合结果。

另外，认为图6、7所示的拟合曲线中所显现的第二高斯分布与含有某些磁性物质 的组织有关。图6、7所示的相位差分布是从以包含老人斑的方式设定的目标区域取得 的。这是因为如上所述般老人斑是含有具有磁性的铁的组织，如果以高斯分布拟合含有 磁性物质的组织的相位差分布，那么会具有相对较大的标准偏差。

进而，如果对图5与图6、7中的相位差分布的下端进行比较，那么图5所示的相 位差分布具有相对接近于高斯分布的较陡的上升，但图6、7所示的相位差分布与相同 高度的高斯分布相比下端较宽，暗示混杂着某些宽的相位差分布。也就是说，在相位差 分布的下端比高度为相同程度的高斯分布宽的情况下，暗示在目标区域内包含着含有某 些磁性物质的组织。

另外，当拟合中心向+侧偏移的高斯分布时，认为在目标区域内存在含有相位向+侧 移位的磁性物质的组织，当拟合中心向-侧偏移的高斯分布时，认为在目标区域内存在含 有相位向-侧移位的磁性物质的组织。根据该情况，可认为正常组织的磁化率的分布与非 正常组织的磁化率的分布的重合变为相位图像的分布。

进而，图6、7中的相位差分布与第二高斯分布的中心的偏移比图5中大。其原因 在于：如果认为正常组织为相位差0，那么认为具有接近该相位差0的中心的高斯分布 为正常组织所显示的高斯分布，越是具有偏离该相位差0的中心的高斯分布，则认为是 包含大量并非正常组织的组织的可能性越高的组织。也就是说，认为对应于正常组织的 高斯分布的中心与对应于非正常组织的高斯分布的中心的距离成为表示目标区域内所 包含的组织的正常性（或非正常性）的标准。

（4）形态图像的制作：

接下来，对利用使用双重高斯分布模型而获得的拟合函数进行的强调特定的相位差 的相位差强调图像化法进行说明。此外，所谓相位差强调图像化法是如下方法：选择所 获得的相位差图像PD（x）的一部分，对其一部分或全部进行取舍选择，将与通过利用 强调函数w（θ）加以强调而选择的相位信息对应的图像部分表现在强度图像M（x）上。 利用相位差强调图像化法，可提供利用强调函数w（θ）而制作的图像。

图8表示利用双重高斯分布模型而获得的拟合函数与应强调的相位差的关系。此外， 在图8中，取图6的实验结果为例，表示应强调的相位范围。图8中，将第二高斯分布 与第一高斯分布交叉的相位设为θ1，将第二高斯分布变得大于第一高斯分布的相位范围 （θ＞θ1）设为强调范围。

在双重高斯分布模型中，如上所述，在目标区域内包含着含有磁性物质的非正常组 织的情况下，第二高斯分布的标准偏差大于第一高斯分布，具有宽的下端部。因此，认 为通过强调具有如下相位的组织，可提供非正常组织的辨识容易性被提高的形态图像， 该相位是暗示非正常组织的分布的第二高斯分布超过暗示正常组织的分布的第一高斯 分布的相位。

（强调图像w（PD（x））的制作）

图10是表示制作形态图像之前的数据处理流程的图。首先，运算部26A选择相位 差图像PD（x）的相位θ变得大于θ1的相位，并强调该所选择的相位θ。

相位差分布是例如通过变更LPF尺寸而例如像图9（A）～（C）所示的模型般变化。 也就是说，随着LPF尺寸的增加，以相位差零为中心的大致对称的相位差分布的宽度减 小。因此，相位差图像主要具有相位差零及相位差零附近的值，作为相位差图像难以附 有组织的对比度（contrast）。另一方面，在具有较细的构造的组织中，也存在如下方面： 使用尺寸大的LPF比使用尺寸小的LPF时更容易附有对比度。

如果考虑获得相位差图像时所使用的复数商相当于指数上的减法的情况，那么容易 单纯理解这种现象。也就是说，在exp（φ－φ'）（φ：包含相位环绕的全相位，φ'： 主要包含相位环绕的低通成分（低频成分）的相位）中，当LPF尺寸成为整个图像尺寸 时，意味着包含所有频率，因此φ＝φ'，相位差理应接近于零。因此，相位差分布的宽 度变窄。

但是，这终究是极限倾向，在一般的组织中，事实上不可能预测使用何种滤波器时 会变成怎样的分布。为了应对这种相位差分布的变化，在本实施方式中，选出能够灵活 应对者作为下述强调函数，设法使如图9（A）～（C）所示的对于相同的相位差显示不 同的度数分布的函数附有相同的对比度。

例如，运算部26A以作为目标的组织的对比度成为所期望的大小的方式选择相位差 的宽度及相位差的中心值。此外，也可以由MRI装置1的用户选择相位差的宽度及相位 差的中心值，而并非由运算部26A选择。在该情况下，运算部26A在通过滤波器处理 使相位差分布变化后选择作为目标的组织的相位θ。

接着，运算部26A通过利用强调函数w（θ）强调该所选择的相位θ，而获得强调图 像w（PD（x））。

此处，使用指数函数作为强调函数w（θ）。在本实施方式中，作为指数函数的一例， 使用π函数。该π函数由以下两个式子表示。

w（θ）＝1…（-σ≦θ≦σ）

w（θ）＝exp（-a×（Abs（θ）－σ）b）…（当θ为所述范围以外时）

（a、b、σ的决定）

参数a、b、σ中的任一个均取实数值。参数a、b调整相位差强调的程度，由LPF 的滤波器尺寸决定。另外，参数a、b是以使作为目标的组织与其背景（background）的 对比度C或对比度·噪音比CNR（Contrast-to-Noise ratio，差噪比）最大的方式决定。 参数σ降低相位差图像PD（x）上的噪音，例如，由相位差图像PD（x）上的相位平均 值取0（零）附近的组织的标准偏差决定。参数σ可基于从大量实验获得的数据而求出。 但是，也存在相位平均值取0（零）附近的组织不存在于一次拍摄到的所有相位差图像 PD（x）上的情况。在该情况下，参数σ例如由对比度C或对比度·噪音比CNR决定。

此外，所述对比度C是如以下的式子所示般由如下值决定，即，以绝对值表示信号 w（PD（x1））×M（x1）与信号w（PD（x2））×M（x2）的差分所得的值，该信号w（PD （x1））×M（x1）是位于图像上的位置x1的作为目标的组织的强调后的信号，该信号w （PD（x2））×M（x2）是位于图像上的位置x2的经强调的组织的背景的信号。

另外，如利用以下的式子所示般，对比度·噪音比CNR是由C/σ'表示。此外，σ' 由作为目标的组织的强调图像上的标准偏差、或作为目标的组织的背景的强调图像上的 标准偏差决定。

但是，当决定σ'时，存在所述任一种标准偏差均无法被采用的情况。在该情况下， 设为采用受检体2的外部信号的标准偏差、或利用差分法的标准偏差。通过使用由以这 种方式决定的σ规定的π函数，可只去除相位差所具有的噪音部分，从而可制作高信噪 比（Signal to Noise ratio，S/N比）的相位差强调图像。

C＝Abs（w（PD（x1））×M（x1）－w（PD（x2））×M（x2））

CNR＝C/σ'

另外，Abs（θ）表示θ的绝对值。π函数是在Abs（θ）≦σ的范围内不强调PD（x） 而在其他范围内强调相位差图像PD（x）的函数。该π函数能以任意精度近似任意的幂 函数，因此与使用多项式作为强调函数的情况相比，可进行更灵活的强调。

例如，如果配合于拍摄区域的尺寸来变更LPF的滤波器尺寸，那么随之相位差的分 布也会略微产生变化。另一方面，如果在将拍摄区域的尺寸固定为定值的状态下变更LPF 的滤波器尺寸，那么随之相位差的分布会大幅度地变化。这样一来，在拍摄条件等互不 相同的情况下，相位差的分布也互不相同。因此，在无关于拍摄条件等而始终使用同一 强调函数的情况下，各自的对比度会产生变化，而无法确实地进行作为目标的组织的强 调。另一方面，在本实施方式中，如上所述，强调函数的参数a、b、σ取实数值，可根 据拍摄条件等灵活地变更这些参数。由此，即便在改变了拍摄条件的情况下，也能将对 比度维持为相同或同等。

（形态图像I（x）的制作）

接着，运算部26A例如按照规定的模式（规则），以强调图像w（PD（x））遮盖（mask） 强度图像M（x），由此获得形态图像I（x）。以强调图像w（PD（x））遮盖强度图像M （x）时的具体条件可根据想要强调的对象进行设定，基本上对应于以下所例示的4种（组 织强调、血管强调、整体强调、构造强调）强调模式进行设定。

例如，当参数σ与相位差图像PD（x）均为正或负时，可选择组织强调及血管强调 中的其中一种。整体强调不依赖于参数σ及相位差图像PD（x）的符号，在构造强调的 情况下，例如，预先通过实验求出皮质内构造产生的相位差α（以下，简称为相位差α） 的值，根据相位差α与相位差图像PD（x）的大小关系设定条件式。

强调模式A（组织强调）

I（x）＝w（PD（x））×M（x）…（PD（x）≧0）

I（x）＝M（x）…（PD（x）＜0）

强调模式B（血管强调）

I（x）＝w（PD（x））×M（x）…（PD（x）≦0）

I（x）＝M（x）…（PD（x）＞0）

强调模式C（整体强调）

I（x）＝w（PD（x））×M（x）

强调模式D（构造强调）

|α|≦σ

当PD（x）≦0时

I（x）＝w（PD（x））×M（x）…（-|α|≦PD（x）≦-σ）

I（x）＝M（x）…（PD（x）＜-|α|）

当PD（x）＞0时

I（x）＝w（PD（x））×M（x）

在强调模式A时，运算部26A撷取相位差图像PD（x）成为0（零）以上的部分， 只对该部分进行强调，由此制作形态图像I（x）。此时，对于相位差图像PD（x）为负 的部分，不进行强调。在强调模式A时，形态图像I（x）成为经组织强调的图像。

在强调模式B时，运算部26A撷取相位差图像PD（x）成为0（零）以下的部分， 只对该部分进行强调，由此制作形态图像I（x）。此时，对于相位差图像PD（x）为正 的部分，不进行强调。在强调模式B时，形态图像I（x）成为经血管强调的图像。

在强调模式C时，运算部26A通过强调相位差图像PD（x）整体而制作形态图像I （x）。在强调模式C时，形态图像I（x）成为强调包含组织或血管等的整体所得的图像。

在强调模式D时，运算部26A在相位差图像PD（x）成为0（零）以下时，通过强 调满足-|α|≦PD（x）≦-σ的部分而制作形态图像I（x）。此时，对于满足PD（x）＜-|α| 的部分，不进行强调。另外，运算部26A在相位差图像PD（x）大于0（零）时，也使 用所述条件式制作形态图像I（x）。在强调模式D时，形态图像I（x）成为经构造强调 的图像。此外，因为相位差α是由皮质内构造产生的，所以形态图像I（x）实际上成为 强调皮质构造所得的图像。

这样一来，在本实施方式中，通过改变强调图像w（PDr（x））、w（PDa（x））对 强度图像M（x）的遮盖方法，可特定出以各形态图像I（x）所表示的组织对比度为背 景的更准确的脑功能的解剖学位置。

（5）总结：

根据以上所说明的实施方式，当对从活体获得的MR图像进行分析时，制作从目标 区域获得的MR信号的相位差分布，且利用多个函数群同时对该相位差分布进行拟合， 基于目标区域内所包含的组织的磁化率来验证包含在目标区域内的活体的正常性，该磁 化率是由对相位差分布进行过拟合的所述多个函数群的参数特定出的。由此，可在目前 的保险诊疗范围内对利用包含MRI的医疗用图像设备无法描绘出的组织或病变进行实 际检测。

此外，本技术并不限于所述实施方式或变形例，还包含将所述实施方式或变形例中 所公开的各构成相互置换或变更组合而成的构成、将公知技术以及所述实施方式或变形 例中所公开的各构成相互置换或变更组合而成的构成等。另外，本发明的技术范围并不 限定于所述实施方式，甚至涉及权利要求所记载的事项及其均等物。

[产业上的可利用性]

本技术被认为可用于使用MRI的各种诊断。尤其是在检测像淀粉状蛋白β一样的微 小病变组织时可做出较大贡献。在检测散漫地存在于组织中的物质时也能同样地应用本 方法，例如，认为可定量地计测在健康诊断等中必定成为检查对象的肝脏中所含有的脂 肪的比例等。