JP2000048185A - 所望の構造の高品質画像を取得する方法及び該画像を表示するシステム - Google Patents
所望の構造の高品質画像を取得する方法及び該画像を表示するシステムInfo
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-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T5/00—Image enhancement or restoration
- G06T5/50—Image enhancement or restoration using two or more images, e.g. averaging or subtraction
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- A—HUMAN NECESSITIES
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【解決手段】運動している構造の一連の画像から、基準
画像Ｒを選択すると共に、所望の構造を包含する関心領
域（ＲＯＩ）を対話式で選択する。このＲＯＩは、フー
リエ周波数領域における乗算によって他の実時間画像と
相互相関させられて、所望の構造が画像内に存在してい
るか否かを決定する。構造が存在しているならば、この
画像を、構造が存在している他の画像と平均して、より
高分解能を有する適応平均化画像を形成することができ
る。 【効果】冠状血管の画像に特に有用である。代替的な実
施態様では、所望の構造のオフセットを一連の画像にお
いて算出することができる。次いで、画像をこのオフセ
ットによってソートし、この順序で再生して、周期的運
動に伴って移動する所望の構造の「映画のような」表示
を行うことができる。
画像Ｒを選択すると共に、所望の構造を包含する関心領
域（ＲＯＩ）を対話式で選択する。このＲＯＩは、フー
リエ周波数領域における乗算によって他の実時間画像と
相互相関させられて、所望の構造が画像内に存在してい
るか否かを決定する。構造が存在しているならば、この
画像を、構造が存在している他の画像と平均して、より
高分解能を有する適応平均化画像を形成することができ
る。 【効果】冠状血管の画像に特に有用である。代替的な実
施態様では、所望の構造のオフセットを一連の画像にお
いて算出することができる。次いで、画像をこのオフセ
ットによってソートし、この順序で再生して、周期的運
動に伴って移動する所望の構造の「映画のような」表示
を行うことができる。
Description
【０００１】
【発明の背景】１．発明の分野 本発明は画像処理に関し、より具体的には、サイクルに
よって画定される運動を有する構造のイメージングに関
する。 ２．関連する従来技術 運動している構造はイメージングが困難であり、特に、
該構造が、空間内に設定されたイメージング平面内とそ
の外との間を移動するような場合に困難である。このイ
メージングは、別の周期的運動が加わると特に困難にな
る。例えば、呼吸している被検体の構造のイメージング
は、内部構造の周期的運動を生ずる。このイメージング
は更に、構造が心臓に位置している又は心臓の付近に位
置しているときには、心臓の拍動によって複雑化する。
心臓の拍動は、圧縮運動と捩り運動との複合した運動で
あり、この運動が呼吸運動に重ね合わされる。
よって画定される運動を有する構造のイメージングに関
する。 ２．関連する従来技術 運動している構造はイメージングが困難であり、特に、
該構造が、空間内に設定されたイメージング平面内とそ
の外との間を移動するような場合に困難である。このイ
メージングは、別の周期的運動が加わると特に困難にな
る。例えば、呼吸している被検体の構造のイメージング
は、内部構造の周期的運動を生ずる。このイメージング
は更に、構造が心臓に位置している又は心臓の付近に位
置しているときには、心臓の拍動によって複雑化する。
心臓の拍動は、圧縮運動と捩り運動との複合した運動で
あり、この運動が呼吸運動に重ね合わされる。
【０００２】拍動する心臓の血管からの画像を取得する
冠状血管アンジオグラフィ等では、運動している構造の
画像を取得することがしばしば望ましい。画像を強調す
る目的のために、いくつかの画像を平均して、画像のノ
イズを減少させると共に視覚化の質を向上させている。
ＭＲ（磁気共鳴）冠状動脈アンジオグラフィは、典型的
には、息を止めた状態での斜方単一スライス手法か、又
は呼吸ゲート式３次元手法のいずれかを用いて実行され
ている。しかしながら、冠状血管疾患を持つ一部の患者
にとっては、繰り返し息止めすることは可能でないこと
があり、また現状のナヴィゲーション手法は、多岐にわ
たる患者の様々な呼吸パターンの範囲を網羅して作用す
るロバストな方法を一般的には提供していない。更に、
これらのアプローチの両者とも、イメージングの開始後
しばらくの間は、成功しているのか失敗しているのかが
明確でないことが多い。本研究の目的は、冠状血管ＭＲ
Ｉのための適応平均化に基づくロバストで且つ息止めを
要しない手法を開発することであった。
冠状血管アンジオグラフィ等では、運動している構造の
画像を取得することがしばしば望ましい。画像を強調す
る目的のために、いくつかの画像を平均して、画像のノ
イズを減少させると共に視覚化の質を向上させている。
ＭＲ（磁気共鳴）冠状動脈アンジオグラフィは、典型的
には、息を止めた状態での斜方単一スライス手法か、又
は呼吸ゲート式３次元手法のいずれかを用いて実行され
ている。しかしながら、冠状血管疾患を持つ一部の患者
にとっては、繰り返し息止めすることは可能でないこと
があり、また現状のナヴィゲーション手法は、多岐にわ
たる患者の様々な呼吸パターンの範囲を網羅して作用す
るロバストな方法を一般的には提供していない。更に、
これらのアプローチの両者とも、イメージングの開始後
しばらくの間は、成功しているのか失敗しているのかが
明確でないことが多い。本研究の目的は、冠状血管ＭＲ
Ｉのための適応平均化に基づくロバストで且つ息止めを
要しない手法を開発することであった。
【０００３】現在、従来可能であったよりも更に明瞭な
運動する構造の画像を形成するイメージング方法が必要
とされている。
運動する構造の画像を形成するイメージング方法が必要
とされている。
【０００４】
【発明の概要】被検体から、周期的運動を有している所
望の構造の高品質の実時間画像が取得される。いくつか
の画像が取得されて、ユーザに対して表示される。ユー
ザは、所望の構造を含んでいる１つの画像を基準画像Ｒ
として対話式で選択する。
望の構造の高品質の実時間画像が取得される。いくつか
の画像が取得されて、ユーザに対して表示される。ユー
ザは、所望の構造を含んでいる１つの画像を基準画像Ｒ
として対話式で選択する。
【０００５】所望の構造を包含している関心領域（ＲＯ
Ｉ１）が、基準画像Ｒ上で設定される。次いで、ＲＯＩ
１を、取得された相次ぐ画像の各々と相互相関させて、
相互相関画像を得る。最も効率的な実施態様では、相互
相関は、フーリエ領域すなわちｋ空間領域における乗算
によって実行される。
Ｉ１）が、基準画像Ｒ上で設定される。次いで、ＲＯＩ
１を、取得された相次ぐ画像の各々と相互相関させて、
相互相関画像を得る。最も効率的な実施態様では、相互
相関は、フーリエ領域すなわちｋ空間領域における乗算
によって実行される。
【０００６】相互相関画像の中央に、第２の関心領域を
画定する。相互相関画像がこの関心領域内でピークを示
しており、且つピークが関心領域のエッジから所定の距
離よりも離隔しているならば、「有効（usable）」画像
として設定される。いくつかの有効画像を取得したら、
これらの画像をシフトさせて平均してもよいし、又はそ
れらのオフセットによってソーティングして、同様なオ
フセットを有している画像のみを平均してもよい。
画定する。相互相関画像がこの関心領域内でピークを示
しており、且つピークが関心領域のエッジから所定の距
離よりも離隔しているならば、「有効（usable）」画像
として設定される。いくつかの有効画像を取得したら、
これらの画像をシフトさせて平均してもよいし、又はそ
れらのオフセットによってソーティングして、同様なオ
フセットを有している画像のみを平均してもよい。
【０００７】このようにして、オフセットについての補
償が行われているので、ぼやけの少ない平均画像が形成
される。また、平均化によって、より高品質の画像が得
られる。代替的な実施態様では、カレントの画像が「有
効」画像であるときに、データ・ソースへ帰還が行われ
る。元の生データを補強するために追加情報が取得され
て、より高分解能の画像が得られる。
償が行われているので、ぼやけの少ない平均画像が形成
される。また、平均化によって、より高品質の画像が得
られる。代替的な実施態様では、カレントの画像が「有
効」画像であるときに、データ・ソースへ帰還が行われ
る。元の生データを補強するために追加情報が取得され
て、より高分解能の画像が得られる。
【０００８】
【発明の目的】本発明の目的は、周期的運動を有してい
る構造についての高い信号対雑音比の画像を形成するシ
ステムを提供することにある。本発明のもう１つの目的
は、イメージング中に被検体に対して息止めを要求する
ことなく、被検体の構造についての高い信号対雑音比の
画像を形成することにある。
る構造についての高い信号対雑音比の画像を形成するシ
ステムを提供することにある。本発明のもう１つの目的
は、イメージング中に被検体に対して息止めを要求する
ことなく、被検体の構造についての高い信号対雑音比の
画像を形成することにある。
【０００９】本発明のもう１つの目的は、被検体が常態
で呼吸している状態で、被検体の冠状血管構造について
の高い信号対雑音比の画像を形成することにある。
で呼吸している状態で、被検体の冠状血管構造について
の高い信号対雑音比の画像を形成することにある。
【００１０】
【発明の詳しい説明】運動している構造をイメージング
する際には、様々な問題に遭遇する。これらのイメージ
ングには多くの異なる研究分野があるが、最良の用途の
１つは、冠状血管アンジオグラフィであろう。この用途
について以下説明するが、本発明は、構造がイメージン
グ平面内とその外との間を移動するような周期的運動を
行う構造の任意のイメージングに利用することができ
る。
する際には、様々な問題に遭遇する。これらのイメージ
ングには多くの異なる研究分野があるが、最良の用途の
１つは、冠状血管アンジオグラフィであろう。この用途
について以下説明するが、本発明は、構造がイメージン
グ平面内とその外との間を移動するような周期的運動を
行う構造の任意のイメージングに利用することができ
る。
【００１１】心臓の血管は、被検体の心臓の拍動によっ
てイメージング平面内とその外との間を移動する可能性
がある。また、被検体の呼吸によって、冠状血管が被検
体の胸部の運動に伴ってイメージング平面内とその外と
の間を移動する可能性もある。所望の冠状血管がイメー
ジング平面内に位置しているような画像を識別して、こ
れらの画像を用いて平均画像、又は一連の画像を形成す
れば、品質は大幅に向上するであろう。更に、各々の画
像における冠状血管のオフセットを取り出せば、このオ
フセットを用いて、その系列内の他の画像と平均する前
に画像の位置を補正し、これにより、イメージング平面
における血管の運動に起因するぼやけを回避することが
できよう。
てイメージング平面内とその外との間を移動する可能性
がある。また、被検体の呼吸によって、冠状血管が被検
体の胸部の運動に伴ってイメージング平面内とその外と
の間を移動する可能性もある。所望の冠状血管がイメー
ジング平面内に位置しているような画像を識別して、こ
れらの画像を用いて平均画像、又は一連の画像を形成す
れば、品質は大幅に向上するであろう。更に、各々の画
像における冠状血管のオフセットを取り出せば、このオ
フセットを用いて、その系列内の他の画像と平均する前
に画像の位置を補正し、これにより、イメージング平面
における血管の運動に起因するぼやけを回避することが
できよう。
【００１２】ユーザは、実時間イメージング・ウィンド
ウを観察しながらシステムと対話して、所望の血管の周
囲に関心領域（ＲＯＩ１）を画定する。このＲＯＩ１を
用いてカーネルを作成し、新たなフレームが取得される
都度、カーネルを新たなフレームの各々と相互相関させ
る。相互相関を高速化するために、フーリエ（ｋ空間）
領域における乗算によって相互相関を実行する。
ウを観察しながらシステムと対話して、所望の血管の周
囲に関心領域（ＲＯＩ１）を画定する。このＲＯＩ１を
用いてカーネルを作成し、新たなフレームが取得される
都度、カーネルを新たなフレームの各々と相互相関させ
る。相互相関を高速化するために、フーリエ（ｋ空間）
領域における乗算によって相互相関を実行する。
【００１３】基準カーネルと緊密に整合するフレーム
は、比較的大きな中央ピークを持つ相互相関を生ずる。
解剖学的構造が平面内で平行移動しているフレームは、
ピークにオフセットを生じ、また血管が平面外へ移動し
たフレームは、中央領域には比較的小さな信号を有す
る。ピーク閾値が、フレームを排除する根拠として用い
られる。回転又は変形がない場合には、平均化の前に画
像を平行移動させることができ、相互相関画像の中心か
らのピークのオフセットは、元の画像に整列させるのに
必要な平行移動量を表す。中心から所定の空間オフセッ
トよりも大きなオフセットの位置にピークを有している
画像もまた排除される。
は、比較的大きな中央ピークを持つ相互相関を生ずる。
解剖学的構造が平面内で平行移動しているフレームは、
ピークにオフセットを生じ、また血管が平面外へ移動し
たフレームは、中央領域には比較的小さな信号を有す
る。ピーク閾値が、フレームを排除する根拠として用い
られる。回転又は変形がない場合には、平均化の前に画
像を平行移動させることができ、相互相関画像の中心か
らのピークのオフセットは、元の画像に整列させるのに
必要な平行移動量を表す。中心から所定の空間オフセッ
トよりも大きなオフセットの位置にピークを有している
画像もまた排除される。
【００１４】図１〜図４では、被検体が常態で呼吸して
いる状態で、呼吸サイクル又は心拍サイクルのいずれか
によるゲート駆動を行わないで取得された心臓アンジオ
グラフィ画像を示している。各々の画像は、心拍サイク
ル中の特定の時期を表している。血管が明瞭に視認でき
る画像の１つにおいて、血管の周囲にＲＯＩ１を設定し
た。図１では、ＲＯＩ１は、淡色の線である冠状動脈の
大部分を包含している白のボックスである。この同じ動
脈は図２及び図３においても視認することができるが、
図４では、心臓は、この動脈がもはやイメージング平面
内に存在していない位置へ動いてしまっている。
いる状態で、呼吸サイクル又は心拍サイクルのいずれか
によるゲート駆動を行わないで取得された心臓アンジオ
グラフィ画像を示している。各々の画像は、心拍サイク
ル中の特定の時期を表している。血管が明瞭に視認でき
る画像の１つにおいて、血管の周囲にＲＯＩ１を設定し
た。図１では、ＲＯＩ１は、淡色の線である冠状動脈の
大部分を包含している白のボックスである。この同じ動
脈は図２及び図３においても視認することができるが、
図４では、心臓は、この動脈がもはやイメージング平面
内に存在していない位置へ動いてしまっている。
【００１５】図１、図２、図３及び図４に対する相互相
関を、それぞれ図５、図６、図７及び図８に示す。図
５、図６及び図７は、基本画像（図１、図２及び図３）
とカーネルとの間の緊密な対応性によって生じている顕
著な相関ピークを示している（図５は、事実上、自己相
関である。）。図３の冠状血管は、呼吸運動のため平面
内で平行移動しており、図７における相関ピークも同様
に上方にシフトしている。許容基準として閾値が設定さ
れており、完全なデータ・セットから、許容されたフレ
ームが平均された。図１とシフト後の図２及び図３との
平均から図９が得られた。図９は、上記の各々の画像自
体よりも明瞭である。
関を、それぞれ図５、図６、図７及び図８に示す。図
５、図６及び図７は、基本画像（図１、図２及び図３）
とカーネルとの間の緊密な対応性によって生じている顕
著な相関ピークを示している（図５は、事実上、自己相
関である。）。図３の冠状血管は、呼吸運動のため平面
内で平行移動しており、図７における相関ピークも同様
に上方にシフトしている。許容基準として閾値が設定さ
れており、完全なデータ・セットから、許容されたフレ
ームが平均された。図１とシフト後の図２及び図３との
平均から図９が得られた。図９は、上記の各々の画像自
体よりも明瞭である。
【００１６】図１０及び図１１は合わせて、本発明の冠
状血管アンジオグラフィ・システムの簡単化したブロッ
ク図を示す。ユーザ１がユーザ・インタフェイス１３と
対話し、ユーザ・インタフェイス１３は画像取得装置３
へ入力を供給する。画像取得装置３は、磁気共鳴（Ｍ
Ｒ）スキャナであってもよいし、ｋ空間において生デー
タを取得するような他のイメージング装置であってもよ
い。画像取得装置３は、冠状血管アンジオグラフィのス
ライス等の画像データを取得し、これらの画像データを
生データ・バッファ５に記憶させる。この生データは、
未処理のＭＲデータであり、フーリエ時間領域すなわち
「ｋ空間」内にある。この生データは、複数のＭＲ画像
を表すものである。画像取得装置及び生データ・バッフ
ァは一緒になって、データ・ソース６として動作する。
状血管アンジオグラフィ・システムの簡単化したブロッ
ク図を示す。ユーザ１がユーザ・インタフェイス１３と
対話し、ユーザ・インタフェイス１３は画像取得装置３
へ入力を供給する。画像取得装置３は、磁気共鳴（Ｍ
Ｒ）スキャナであってもよいし、ｋ空間において生デー
タを取得するような他のイメージング装置であってもよ
い。画像取得装置３は、冠状血管アンジオグラフィのス
ライス等の画像データを取得し、これらの画像データを
生データ・バッファ５に記憶させる。この生データは、
未処理のＭＲデータであり、フーリエ時間領域すなわち
「ｋ空間」内にある。この生データは、複数のＭＲ画像
を表すものである。画像取得装置及び生データ・バッフ
ァは一緒になって、データ・ソース６として動作する。
【００１７】生の画像は、２次元高速フーリエ変換（２
ＤＦＴ）装置７へ供給され、装置７は、これら生の画像
を変換して画像空間領域に戻し、循環バッファ９を画像
で充填する。ユーザ１はユーザ・インタフェイス１３と
対話して、表示装置１１に対話式で表示されている循環
バッファ９内の画像から、基準画像Ｒとして１つの画像
を選択する。
ＤＦＴ）装置７へ供給され、装置７は、これら生の画像
を変換して画像空間領域に戻し、循環バッファ９を画像
で充填する。ユーザ１はユーザ・インタフェイス１３と
対話して、表示装置１１に対話式で表示されている循環
バッファ９内の画像から、基準画像Ｒとして１つの画像
を選択する。
【００１８】次いで、ユーザ１はユーザ・インタフェイ
ス１３と対話して、イメージング対象の所望の構造、例
えば冠状血管を包含している関心領域（ＲＯＩ１）を基
準画像Ｒ上で選択する。インタフェイス１３からのＲＯ
Ｉ１はマスク装置１５へ供給され、マスク装置１５は、
ＲＯＩ１の外部のすべての区域が０であり且つＲＯＩ１
の内部が１であるようなマスクＭを作成する。
ス１３と対話して、イメージング対象の所望の構造、例
えば冠状血管を包含している関心領域（ＲＯＩ１）を基
準画像Ｒ上で選択する。インタフェイス１３からのＲＯ
Ｉ１はマスク装置１５へ供給され、マスク装置１５は、
ＲＯＩ１の外部のすべての区域が０であり且つＲＯＩ１
の内部が１であるようなマスクＭを作成する。
【００１９】マスクＭは、循環バッファ９からの選択さ
れた基準画像Ｒと共に乗算装置１７へ供給され、そこで
乗算され、その結果としてマスク済み画像Ｉm を生じ
る。マスク済み画像Ｉm は、ＲＯＩ１の外部では本質的
にゼロとなり、基準画像ＲのＲＯＩ１の内部の部分に相
当するものとなる。マスクＭは、逆フーリエ変換装置２
１へ供給されて、マスクＭのｋ空間表現を形成する。
れた基準画像Ｒと共に乗算装置１７へ供給され、そこで
乗算され、その結果としてマスク済み画像Ｉm を生じ
る。マスク済み画像Ｉm は、ＲＯＩ１の外部では本質的
にゼロとなり、基準画像ＲのＲＯＩ１の内部の部分に相
当するものとなる。マスクＭは、逆フーリエ変換装置２
１へ供給されて、マスクＭのｋ空間表現を形成する。
【００２０】このマスクＭのｋ空間表現は、その座標値
のすべてがフリップＸ装置２５においてｘ軸に関してフ
リップさせられ、この結果をフリップＹ装置２９に渡す
と、フリップＹ装置２９がこれらの係数のすべてをＹ軸
に関してフリップさせて、その結果として１組の加重係
数Ｗを生じ、この１組の加重係数Ｗは、加重メモリ３３
に記憶される。
のすべてがフリップＸ装置２５においてｘ軸に関してフ
リップさせられ、この結果をフリップＹ装置２９に渡す
と、フリップＹ装置２９がこれらの係数のすべてをＹ軸
に関してフリップさせて、その結果として１組の加重係
数Ｗを生じ、この１組の加重係数Ｗは、加重メモリ３３
に記憶される。
【００２１】マスク済み画像Ｉm についても、それぞれ
逆ＦＦＴ装置１９、フリップＸ装置２３及びフリップＹ
装置２７によって同様の処理が行われる。フリップＹ装
置２７の出力は、カーネル・セットＫとなり、カーネル
・セットＫはカーネル・メモリ３１に記憶される。カー
ネル・セットＫ及び加重係数セットＷは両者とも、ｋ空
間にある。カーネル・セットＫ及び加重係数セットＷを
用いて、生データ・バッファ５からのｋ空間画像データ
Ｄに乗算する。即ち、生データ・バッファ５からのｋ空
間画像スライスＤが、加重係数セットＷ及びカーネル・
セットＫの各々と共に、それぞれ乗算器３５及び乗算器
３７へ供給される。
逆ＦＦＴ装置１９、フリップＸ装置２３及びフリップＹ
装置２７によって同様の処理が行われる。フリップＹ装
置２７の出力は、カーネル・セットＫとなり、カーネル
・セットＫはカーネル・メモリ３１に記憶される。カー
ネル・セットＫ及び加重係数セットＷは両者とも、ｋ空
間にある。カーネル・セットＫ及び加重係数セットＷを
用いて、生データ・バッファ５からのｋ空間画像データ
Ｄに乗算する。即ち、生データ・バッファ５からのｋ空
間画像スライスＤが、加重係数セットＷ及びカーネル・
セットＫの各々と共に、それぞれ乗算器３５及び乗算器
３７へ供給される。
【００２２】乗算器３５及び３７の結果は、それぞれ前
方２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ）装置３９及び４１へ
供給されて、それぞれ画像空間表現（Ａ1 ，φ1 ）、
（Ａ2，φ2 ）を生成する。ここで、Ａは振幅情報であ
り、φは位相情報である。濃淡度装置４３及び４５が、
対応するそれぞれの前方２ＤＦＴ装置から位相及び振幅
を受け取って、画像の２次元に広がる各々の点における
画像の濃淡度（magnitude ）を表す画像濃淡度‖Ｉ1 ‖
及び‖Ｉ2 ‖を作成する。各々の位置において、Ｉ2 を
Ｉ1 で除算して、その位置における相関の強度であるＩ
c を得る。これにより、２次元相関マップが得られる。
方２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ）装置３９及び４１へ
供給されて、それぞれ画像空間表現（Ａ1 ，φ1 ）、
（Ａ2，φ2 ）を生成する。ここで、Ａは振幅情報であ
り、φは位相情報である。濃淡度装置４３及び４５が、
対応するそれぞれの前方２ＤＦＴ装置から位相及び振幅
を受け取って、画像の２次元に広がる各々の点における
画像の濃淡度（magnitude ）を表す画像濃淡度‖Ｉ1 ‖
及び‖Ｉ2 ‖を作成する。各々の位置において、Ｉ2 を
Ｉ1 で除算して、その位置における相関の強度であるＩ
c を得る。これにより、２次元相関マップが得られる。
【００２３】図中、破線で囲まれた構成要素は、ｋ空間
内での相関を実行するものであり、集合的にｋ空間相関
装置３０と呼ばれる。最大値検出装置４９が、２次元相
互相関画像領域内の中央に位置している第２の関心領域
（ＲＯＩ２）の全体にわたって、局所的な最大強度Ｉc
であるピークが存在するか否かを決定する。ＲＯＩ２
は、予め決定されていて記憶されていてもよいし、ユー
ザ・インタフェイス１３を介してユーザによって供給さ
れてもよい。
内での相関を実行するものであり、集合的にｋ空間相関
装置３０と呼ばれる。最大値検出装置４９が、２次元相
互相関画像領域内の中央に位置している第２の関心領域
（ＲＯＩ２）の全体にわたって、局所的な最大強度Ｉc
であるピークが存在するか否かを決定する。ＲＯＩ２
は、予め決定されていて記憶されていてもよいし、ユー
ザ・インタフェイス１３を介してユーザによって供給さ
れてもよい。
【００２４】相関マップ上のＲＯＩ２内での最大画像強
度Ｉc の位置を画像の中心から減算して、オフセットを
決定する。最大相関画像強度Ｉc の高さが、最大相関値
Ｒとなる。画像選択装置５１が、最大値検出装置４９か
ら前述のオフセットにあるＲを受け取ると共に、生デー
タ・バッファ５からｋ空間画像を受け取る。
度Ｉc の位置を画像の中心から減算して、オフセットを
決定する。最大相関画像強度Ｉc の高さが、最大相関値
Ｒとなる。画像選択装置５１が、最大値検出装置４９か
ら前述のオフセットにあるＲを受け取ると共に、生デー
タ・バッファ５からｋ空間画像を受け取る。
【００２５】画像選択装置５１は、相関マップ内にピー
クが存在するか否かを決定すると共に、このピークが相
関画像のエッジから所定の距離の範囲内に位置している
か否かを決定するための所定のロジックを内部に有して
いる。画像選択装置５１はまた、ピークは存在していな
いがＲＯＩのエッジに向かって定常的に増大する相関強
度値Ｉc が存在しているか否かを決定することもでき
る。このことは、ＲＯＩ１が相関画像の冠状血管に重な
り合っていないことを示す。この場合には、画像を廃棄
して、他の画像を乗算器３５及び３７へ供給し、ここま
での処理を繰り返す。
クが存在するか否かを決定すると共に、このピークが相
関画像のエッジから所定の距離の範囲内に位置している
か否かを決定するための所定のロジックを内部に有して
いる。画像選択装置５１はまた、ピークは存在していな
いがＲＯＩのエッジに向かって定常的に増大する相関強
度値Ｉc が存在しているか否かを決定することもでき
る。このことは、ＲＯＩ１が相関画像の冠状血管に重な
り合っていないことを示す。この場合には、画像を廃棄
して、他の画像を乗算器３５及び３７へ供給し、ここま
での処理を繰り返す。
【００２６】しかしながら、画像選択装置５１が、ピー
クＩc が存在しており、且つピークＩc はＲＯＩのエッ
ジから最小距離よりも離隔して位置していると決定した
ならば、画像選択装置５１は、この画像をよい画像、即
ち「有効」画像であるものと決定し、前方２ＤＦＴ装置
５２がこの画像を画像空間へ変換し、オフセット情報と
共にこの画像をルータ装置５３へ供給する。
クＩc が存在しており、且つピークＩc はＲＯＩのエッ
ジから最小距離よりも離隔して位置していると決定した
ならば、画像選択装置５１は、この画像をよい画像、即
ち「有効」画像であるものと決定し、前方２ＤＦＴ装置
５２がこの画像を画像空間へ変換し、オフセット情報と
共にこの画像をルータ装置５３へ供給する。
【００２７】１つの実施態様では、ルータ５３は単純
に、画像スライスを表す情報を各々保持することが可能
な複数の位置を有しているセグメント型メモリ５５に画
像を記憶させる。第２の実施態様では、ルータ５３は、
メモリ５５のビン（bin ）の数よりも多い画像及びオフ
セットを受け取る。すると、ルータ５３内に設けられて
いるソート器５２が、セグメント型メモリ５５内のビン
の各々に、所定のオフセット範囲によって、画像を記憶
させる。あるビンに配置された各々の追加画像は、この
ビンに記憶されている以前の画像のすべての途中経過平
均と共に平均化される。
に、画像スライスを表す情報を各々保持することが可能
な複数の位置を有しているセグメント型メモリ５５に画
像を記憶させる。第２の実施態様では、ルータ５３は、
メモリ５５のビン（bin ）の数よりも多い画像及びオフ
セットを受け取る。すると、ルータ５３内に設けられて
いるソート器５２が、セグメント型メモリ５５内のビン
の各々に、所定のオフセット範囲によって、画像を記憶
させる。あるビンに配置された各々の追加画像は、この
ビンに記憶されている以前の画像のすべての途中経過平
均と共に平均化される。
【００２８】これにより、「平均化された映画」が得ら
れる。平均化された映画では、心臓の運動は本質的に除
去されており、冠状血管が呼吸と共に上下に運動する様
子が見られる。更にもう１つの実施態様では、ルータ５
３は、画像選択装置５１に接続されているシフト装置５
７として実現され得る。シフト装置５７は、各画像及び
各画像のオフセットを受け取り、各々の画像をそのオフ
セット分だけシフトさせて画像を正規化した後に、シフ
ト後の画像を平均化器５９へ供給する。平均化器５９は
また、連続処理用メモリ６２に既に記憶されている内
容、即ち処理中の画像平均を受け取る。次いで、平均化
器は、これらの画像を平均し、平均後の画像を新たな処
理中の平均として連続処理用メモリ６２に記憶させる。
これらの実施態様の各々は、異なる用途及び結果を有す
る。
れる。平均化された映画では、心臓の運動は本質的に除
去されており、冠状血管が呼吸と共に上下に運動する様
子が見られる。更にもう１つの実施態様では、ルータ５
３は、画像選択装置５１に接続されているシフト装置５
７として実現され得る。シフト装置５７は、各画像及び
各画像のオフセットを受け取り、各々の画像をそのオフ
セット分だけシフトさせて画像を正規化した後に、シフ
ト後の画像を平均化器５９へ供給する。平均化器５９は
また、連続処理用メモリ６２に既に記憶されている内
容、即ち処理中の画像平均を受け取る。次いで、平均化
器は、これらの画像を平均し、平均後の画像を新たな処
理中の平均として連続処理用メモリ６２に記憶させる。
これらの実施態様の各々は、異なる用途及び結果を有す
る。
【００２９】この適応平均化された画像は、実時間画像
と比べて信号対雑音比（ＳＮＲ）について顕著な向上を
示す。適応平均化は、冠状血管のイメージングに適して
いる。更にもう１つの代替的な実施態様では、画像取得
装置３が、画像選択装置５１に結合されて、画像選択装
置５１に応答するようにしてもよい。画像は、通常の方
式で取得してもよいし、通常のイメージングの際の取得
速度を高速化するために簡略化された方式で取得しても
よい。但し、画像選択装置５１が、相関画像における高
い相関ピークによって示されているようにカレント画像
Ｄ内に所望の構造が存在しているものと決定したら、画
像取得装置３に信号が送信されて、画像の追加情報を取
得する。即ち、画像取得装置３は、高速取得の際にはｋ
空間において低めの空間周波数をサンプリングするが、
画像選択装置５１からの信号を受け取ると、高めの空間
周波数をサンプリングすることになる。この追加情報
は、画像選択装置５１へ直接渡されてもよいし、先ず生
データ・バッファを通過させてもよく、既に取得された
生画像データＤを補強することを目的とするものであ
る。これにより、所望の構造が視認可能であるときには
より高分解能の画像を取得し、その他の場合には、より
低分解能の「迅速（quick ）」画像を取得することが可
能になる。
と比べて信号対雑音比（ＳＮＲ）について顕著な向上を
示す。適応平均化は、冠状血管のイメージングに適して
いる。更にもう１つの代替的な実施態様では、画像取得
装置３が、画像選択装置５１に結合されて、画像選択装
置５１に応答するようにしてもよい。画像は、通常の方
式で取得してもよいし、通常のイメージングの際の取得
速度を高速化するために簡略化された方式で取得しても
よい。但し、画像選択装置５１が、相関画像における高
い相関ピークによって示されているようにカレント画像
Ｄ内に所望の構造が存在しているものと決定したら、画
像取得装置３に信号が送信されて、画像の追加情報を取
得する。即ち、画像取得装置３は、高速取得の際にはｋ
空間において低めの空間周波数をサンプリングするが、
画像選択装置５１からの信号を受け取ると、高めの空間
周波数をサンプリングすることになる。この追加情報
は、画像選択装置５１へ直接渡されてもよいし、先ず生
データ・バッファを通過させてもよく、既に取得された
生画像データＤを補強することを目的とするものであ
る。これにより、所望の構造が視認可能であるときには
より高分解能の画像を取得し、その他の場合には、より
低分解能の「迅速（quick ）」画像を取得することが可
能になる。
【００３０】このシステムには、第１の表示装置１１
と、第２の表示装置７１とが存在しているので、ユーザ
１に対して少なくとも２つの異なる表現を同時に表示す
ることができる。第１の表示装置１１は、被検体の拍動
する心臓の実時間画像を連続表示してもよいし、接続を
切断して、循環バッファ９に保存されている画像の任意
のもの又はすべてを再生してもよい。
と、第２の表示装置７１とが存在しているので、ユーザ
１に対して少なくとも２つの異なる表現を同時に表示す
ることができる。第１の表示装置１１は、被検体の拍動
する心臓の実時間画像を連続表示してもよいし、接続を
切断して、循環バッファ９に保存されている画像の任意
のもの又はすべてを再生してもよい。
【００３１】第２の表示装置は、第１の表示手段１１の
実時間表示と比較させながら「平均化された映画」を再
生してもよいし、連続処理用メモリ６１の平均画像を表
示して、平均画像をユーザの入力に従って更新してもよ
い。また、更新の進行を連続的に表示することも可能で
ある。第２の表示装置７１はまた、メモリ５５内にある
画像のすべて又は任意のものを再生してもよく、これら
の画像を連続的に更新してもよいし、静止させていても
よい。
実時間表示と比較させながら「平均化された映画」を再
生してもよいし、連続処理用メモリ６１の平均画像を表
示して、平均画像をユーザの入力に従って更新してもよ
い。また、更新の進行を連続的に表示することも可能で
ある。第２の表示装置７１はまた、メモリ５５内にある
画像のすべて又は任意のものを再生してもよく、これら
の画像を連続的に更新してもよいし、静止させていても
よい。
【００３２】結 果 図１〜図４の冠状血管画像は、高性能勾配システム（Ｇ
Ｅメディカル・システムズ製のシグナ・ホリゾン・エコ
ースピード（Signa Horizon EchoSpeed） ）上でスパイ
ラル・フルオロスコピー・パルス・シーケンスを用いて
取得された。このスキャナは、ウルトラスパーク２（Ul
traSparc 2）から制御されており、画像の戻し転送、再
構成及び表示を行って、拍動する心臓の実時間画像を形
成した。６インタリーブ・スパイラル・パルス・シーケ
ンスによって、１２８×１２８のマトリクス・サイズが
形成され、１秒当たり５つの完全な新たな画像を形成
し、１秒当たり９回の再構成を行った。適応冠状血管イ
メージングに先立って、１０秒〜２０秒の範囲内で最適
な冠状動脈走査平面の位置を対話式で決定するために、
スクリーン方式のツールを用いた。
Ｅメディカル・システムズ製のシグナ・ホリゾン・エコ
ースピード（Signa Horizon EchoSpeed） ）上でスパイ
ラル・フルオロスコピー・パルス・シーケンスを用いて
取得された。このスキャナは、ウルトラスパーク２（Ul
traSparc 2）から制御されており、画像の戻し転送、再
構成及び表示を行って、拍動する心臓の実時間画像を形
成した。６インタリーブ・スパイラル・パルス・シーケ
ンスによって、１２８×１２８のマトリクス・サイズが
形成され、１秒当たり５つの完全な新たな画像を形成
し、１秒当たり９回の再構成を行った。適応冠状血管イ
メージングに先立って、１０秒〜２０秒の範囲内で最適
な冠状動脈走査平面の位置を対話式で決定するために、
スクリーン方式のツールを用いた。
【００３３】適応平均化を行う実時間スパイラル・フル
オロスコピーは、冠状血管のＭＲＩのためのロバストな
手法としての可能性を示している。この手法は、息止め
も、別個のナヴィゲーション・シーケンスも、ＥＣＧゲ
ート駆動も必要としない。更に、この手法は、画像の開
始時から、関心のある血管を連続して視覚化することを
可能にする。冠状血管の走査平面の対話式での位置決定
を、これらの走査平面の実時間イメージングの際の適応
平均化とインタリーブさせることも容易に行うことがで
きる。
オロスコピーは、冠状血管のＭＲＩのためのロバストな
手法としての可能性を示している。この手法は、息止め
も、別個のナヴィゲーション・シーケンスも、ＥＣＧゲ
ート駆動も必要としない。更に、この手法は、画像の開
始時から、関心のある血管を連続して視覚化することを
可能にする。冠状血管の走査平面の対話式での位置決定
を、これらの走査平面の実時間イメージングの際の適応
平均化とインタリーブさせることも容易に行うことがで
きる。
【００３４】新規の発明の現状で好ましいいくつかの実
施の形態についてここに詳細に記載したが、当業者には
今や、多くの改変及び変形が明らかになっていることで
あろう。従って、特許請求の範囲は、本発明の要旨の範
囲内に含まれるこれらのようなすべての改変及び変形を
網羅しているものとする。
施の形態についてここに詳細に記載したが、当業者には
今や、多くの改変及び変形が明らかになっていることで
あろう。従って、特許請求の範囲は、本発明の要旨の範
囲内に含まれるこれらのようなすべての改変及び変形を
網羅しているものとする。
【図１】被検体の心臓の断面についてのゲート駆動なし
且つ息止めなしの実時間画像である。
且つ息止めなしの実時間画像である。
【図２】被検体の心臓の断面についてのゲート駆動なし
且つ息止めなしの実時間画像である。
且つ息止めなしの実時間画像である。
【図３】被検体の心臓の断面についてのゲート駆動なし
且つ息止めなしの実時間画像である。
且つ息止めなしの実時間画像である。
【図４】被検体の心臓の断面についてのゲート駆動なし
且つ息止めなしの実時間画像である。
且つ息止めなしの実時間画像である。
【図５】関心領域１（ＲＯＩ１）の図１との相互相関で
ある。
ある。
【図６】関心領域１の図２との相互相関である。
【図７】関心領域１の図３との相互相関である。
【図８】関心領域１の図４との相互相関である。
【図９】図１〜図３の画像の平均化から取得される被検
体の断面画像である。
体の断面画像である。
【図１０】本発明の実施態様の一部の簡略ブロック図で
ある。
ある。
【図１１】本発明の実施態様の他の部分の簡略ブロック
図である。
図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ｇ０６Ｆ 15/70 ４６０Ｂ (72)発明者 ルパート・ウィリアム・メルドラム・カー ウェン アメリカ合衆国、ニューヨーク州、ボール ストン・レイク、ウェストサイド・ドライ ブ、204エイ
Claims (10)
- 【請求項１】 一連の画像において周期的運動を有して
いる所望の構造の高品質画像を取得する方法であって、 （ａ）前記一連の画像を表示して、前記所望の構造を含
んでいる選択された画像を基準画像Ｒとして設定するユ
ーザ供給入力を受け取る工程と、 （ｂ）基準画像Ｒにおいて前記所望の構造を包含する関
心領域ＲＯＩ１を設定する工程と、 （ｃ）前記一連の画像からの他の画像の各々とＲＯＩ１
を相互相関させて、一連の相互相関画像を結果として得
る工程と、 （ｄ）各々の相互相関画像の中央に位置する第２の関心
領域ＲＯＩ２を画定する工程と、 （ｅ）各相互相関画像のＲＯＩ２内でＲＯＩ２のエッジ
から所定の距離よりも離隔した位置にピークを有してい
る画像を「有効」画像として設定する工程と、 （ｆ）前記「有効」画像のみを処理して、より高品質の
処理済み画像を結果として得る工程とを有している、前
記高品質画像を取得する方法。 - 【請求項２】 前記の相互相関を行う工程は、 （ａ）前記基準画像Ｒを前記ＲＯＩ１内で逆フーリエ変
換してｋ空間画像とする工程と、 （ｂ）前記ｋ空間画像をそのＸ座標に関してフリップさ
せる工程と、 （ｃ）前記ｋ空間画像をそのＹ座標に関してフリップさ
せて、カーネル・セットＫを結果として得る工程と、 （ｄ）前記ＲＯＩ１の外部で０を有し且つＲＯＩ１の内
部で１を有するマスクＭを作成する工程と、 （ｅ）前記マスクＭを逆フーリエ変換してｋ空間画像と
し、該マスクＭのｋ空間画像をそのＸ座標に関してフリ
ップさせる工程と、 （ｆ）前記マスクＭのｋ空間画像をそのＹ座標に関して
フリップさせて、加重係数セットＷを結果として得る工
程と、 （ｇ）前記カーネル・セットＫ及び加重係数セットＷ
を、生データ画像Ｄにそれぞれ乗算して、積Ｋ及び積Ｗ
をそれぞれ結果として得る工程と、 （ｈ）前記積Ｋ及び積Ｗに対して２次元前方フーリエ変
換を実行して、振幅及び位相情報（Ａ2 ，φ2 ）及び
（Ａ1 ，φ1 ）をそれぞれ結果として得る工程と、 （ｉ）前記情報（Ａ2 ，φ2 ）及び（Ａ1 ，φ1 ）から
濃淡度‖Ｉ2 ‖、‖Ｉ 1 ‖をそれぞれ決定する工程と、 （ｊ）Ｉc ＝‖Ｉ2 ‖／‖Ｉ1 ‖に従って相互相関画像
Ｉc を決定する工程とを含んでいる請求項１に記載の方
法。 - 【請求項３】 前記相互相関は、ｋ空間における乗算に
より実行されて、高速相互相関を結果として得る請求項
１に記載の方法。 - 【請求項４】 （ａ）各相互相関画像の中心点からの有
効画像の相互相関ピークの位置からオフセットを算出す
る工程と、 （ｂ）前記オフセットの大きさだけ前記有効画像を平行
移動させて、前記オフセットを補正する工程と、 （ｃ）前記平行移動された画像を平均して、ぼやけが減
少した処理済み画像を結果として得る工程とを更に含ん
でいる請求項１に記載の方法。 - 【請求項５】 （ａ）各相互相関画像の中心点からの有
効画像の相互相関ピークの位置からオフセットを算出す
る工程と、 （ｂ）前記オフセットに従って画像をソートする工程
と、 （ｃ）前記画像をソートされた順序で再生して、前記オ
フセットに従って変化する「平均化された映画」を提供
する工程とを更に含んでいる請求項１に記載の方法。 - 【請求項６】 （ａ）前記画像は、取得中に呼吸してい
る被検体の冠状血管アンジオグラフィ画像であり、 （ｂ）前記イメージングされる構造は、冠状血管であ
り、 （ｃ）前記オフセットは、呼吸運動によるものであり、 （ｄ）前記「平均化された映画」は本質的に、心臓の運
動を除去したものである請求項３に記載の方法。 - 【請求項７】 周期的運動を有している所望の構造から
取得される一連の画像から導出される高品質の処理済み
画像を表示するシステムであって、 （ａ）フーリエｋ空間において複数の生画像を取得する
と共に該画像を接続された構成要素へ供給するデータ・
ソースと、 （ｂ）データ・ソース６に結合されており、ユーザが指
定した画像を選択すると共に表示し、ユーザ選択の基準
画像Ｒ上でＲＯＩ１を画定するように動作する対話式画
像選択装置と、 （ｃ）前記対話式画像選択装置に結合されており、ＲＯ
Ｉ１を受け取ると共に、ＲＯＩ１の外部ですべて０を有
し且つＲＯＩ１の内部ですべて１を有するマスクＭを作
成するように動作するマスク装置と、 （ｄ）前記対話式画像選択装置、マスク装置及びデータ
・ソースに結合されており、基準画像Ｒ、マスクＭ及び
生データ画像Ｄから相関画像Ｉc を作成するｋ空間相関
装置と、 （ｅ）前記ｋ空間相互相関装置に結合されており、ピー
クが存在しているならば、存在するピークについて、ピ
ークの高さ、及び前記相互相関画像Ｉc の中心からの該
ピークのオフセットを算出するように動作する最大値検
出装置と、 （ｆ）前記最大値検出装置に結合されていると共に生デ
ータ・バッファから結合されており、前記オフセット、
ピークの高さ及び生データ画像Ｄを受け取り、前記ピー
クの高さが所定の閾値よりも大きいか否か、また前記オ
フセットが、「有効」画像を画定する所定の閾値よりも
小さいか否かを決定するように動作すると共に、「有
効」画像に対して２次元フーリエ変換を実行するように
動作する画像選択装置と、 （ｇ）複数の画像を記憶すると共に検索することが可能
な画像メモリと、 （ｈ）前記画像選択装置に結合されており、前記有効画
像の２次元フーリエ変換表現を受け取って、該画像を更
に処理した後に、該処理済み画像を画像メモリに記憶さ
せるように動作するルータと、 （ｉ）前記画像メモリに結合されており、画像メモリに
記憶されている前記処理済み画像を表示する表示装置と
を有している前記高品質の処理済み画像を表示するシス
テム。 - 【請求項８】 前記ルータは、当該ソート器に供給され
た有効画像をそのオフセットに従ってソートすることに
より画像を処理するソート器を含んでいる請求項７に記
載のシステム。 - 【請求項９】 前記ルータは、 （ａ）画像及びオフセットを受け取って、各々の画像を
そのオフセットで平行移動させるシフト装置と、 （ｂ）画像データを記憶することが可能であり、処理中
の画像平均を収容している連続処理用メモリと、 （ｃ）前記連続処理用メモリ及びシフト装置に結合され
ており、前記処理中の平均画像及び前記シフト装置から
の前記平行移動後の画像を受け取ると共に平均し、結果
を連続処理用メモリに記憶させる平均器とを含んでいる
請求項７に記載のシステム。 - 【請求項１０】 （ａ）画像取得装置は、少なくとも２
つのモードで動作し、その第１のモードは簡略化された
画像の「迅速」取得であり、信号を受け取ったときに高
分解能取得モードである第２のモードで動作し、 （ｂ）前記画像選択装置は、前記画像取得装置に接続さ
れており、カレントの「有効」画像が検出されたときに
画像取得装置に対して信号を送信して、画像取得装置
を、元の生データＤを補足する追加情報を取得するよう
に動作させる請求項７に記載のシステム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/062,417 US6088488A (en) | 1998-04-17 | 1998-04-17 | Vascular imaging with adaptive averaging |
| US09/062417 | 1998-04-17 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000048185A true JP2000048185A (ja) | 2000-02-18 |
| JP4316725B2 JP4316725B2 (ja) | 2009-08-19 |
Family
ID=22042356
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10733299A Expired - Fee Related JP4316725B2 (ja) | 1998-04-17 | 1999-04-15 | 所望の構造の高品質画像を取得する方法及び該画像を表示するシステム |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6088488A (ja) |
| EP (1) | EP0952547B1 (ja) |
| JP (1) | JP4316725B2 (ja) |
| DE (1) | DE69917708T2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2004531009A (ja) * | 2001-06-27 | 2004-10-07 | インペリアル・カレッジ・イノベイションズ・リミテッド | 単一粒子の３次元画像化 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8788020B2 (en) * | 1998-10-23 | 2014-07-22 | Varian Medical Systems, Inc. | Method and system for radiation application |
| US6937696B1 (en) | 1998-10-23 | 2005-08-30 | Varian Medical Systems Technologies, Inc. | Method and system for predictive physiological gating |
| WO2001029745A2 (en) * | 1999-10-21 | 2001-04-26 | Navlet.Com, Inc. | Context-sensitive switching in a computer network environment |
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