JP2002125951A - 画像診断方法 - Google Patents
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 撮像される血管における血管管腔を描く際の
精度を向上させること。 【解決手段】 画像診断システム１００および画像診断
方法は、時間的に分解された複数のボリューム画像１３
０、１３２、...１３４を生成する。時間経過投影プロ
セッサ１４０は、上記ボリューム画像を時間的に崩壊さ
せる。空間投影プロセッサ１４６は、３次元画像のボク
セルを通る放射線に沿って最大値または最小値投影を実
行する。時間的に崩壊させることおよび最大値または最
小値投影をいずれかの順序で続けて行うことにより、時
間的に分解されたボリューム画像は、時間的に崩壊され
かつ空間的に投影された２次元画像１４８に削減され
る。時間経過情報がデータベースに記録されるので、今
後参照するときのための補助的な診断情報またはタイミ
ング情報を得ることができる。
精度を向上させること。 【解決手段】 画像診断システム１００および画像診断
方法は、時間的に分解された複数のボリューム画像１３
０、１３２、...１３４を生成する。時間経過投影プロ
セッサ１４０は、上記ボリューム画像を時間的に崩壊さ
せる。空間投影プロセッサ１４６は、３次元画像のボク
セルを通る放射線に沿って最大値または最小値投影を実
行する。時間的に崩壊させることおよび最大値または最
小値投影をいずれかの順序で続けて行うことにより、時
間的に分解されたボリューム画像は、時間的に崩壊され
かつ空間的に投影された２次元画像１４８に削減され
る。時間経過情報がデータベースに記録されるので、今
後参照するときのための補助的な診断情報またはタイミ
ング情報を得ることができる。
Description
【０００１】本発明は、画像診断法の分野に関する。画
像診断法によって、磁気共鳴アンジオグラフィー（ＭＲ
Ａ）技術および装置、ならびに、これらにより得られた
イメージデータに対してディジタル処理を行う方法およ
び装置に対して、特定のアプリケーションがもたらされ
ている。ここでは主に磁気共鳴アンジオグラフィ（血管
造影）に関連して本発明を説明し記載するが、本発明を
その他の撮像物理療法および人体以外の対象物に合わせ
て修正できることも認識されるであろう。
像診断法によって、磁気共鳴アンジオグラフィー（ＭＲ
Ａ）技術および装置、ならびに、これらにより得られた
イメージデータに対してディジタル処理を行う方法およ
び装置に対して、特定のアプリケーションがもたらされ
ている。ここでは主に磁気共鳴アンジオグラフィ（血管
造影）に関連して本発明を説明し記載するが、本発明を
その他の撮像物理療法および人体以外の対象物に合わせ
て修正できることも認識されるであろう。
【０００２】一般にＭＲＩでは、ほぼ一様で時間的に一
定な主磁場（Ｂ0）が、被撮像物または被試験物が置か
れる試験領域に設定される。主磁場を用いて別の方法で
調整された対象物における、選択された磁気双極子は、
磁気共鳴無線周波数（ＲＦ）励起および操作を介して、
磁気共鳴を励起するために傾けられる。この磁気共鳴
は、一般的には、上記対象物における選択された領域か
ら、検出可能な磁気共鳴エコーを誘導するために操作さ
れる。撮像時には、上記エコーは、主磁場に設定された
磁気の勾配を介して空間的に符号化される。ＭＲＩスキ
ャナーからのローデータは、一般的にｋ空間として知ら
れている行列に集約される。逆フーリエ変換、２次元フ
ーリエ変換、３次元フーリエ変換またはその他の変換を
用いることにより、上記対象物のイメージ画像が、上記
ｋ空間から再構築される。
定な主磁場（Ｂ0）が、被撮像物または被試験物が置か
れる試験領域に設定される。主磁場を用いて別の方法で
調整された対象物における、選択された磁気双極子は、
磁気共鳴無線周波数（ＲＦ）励起および操作を介して、
磁気共鳴を励起するために傾けられる。この磁気共鳴
は、一般的には、上記対象物における選択された領域か
ら、検出可能な磁気共鳴エコーを誘導するために操作さ
れる。撮像時には、上記エコーは、主磁場に設定された
磁気の勾配を介して空間的に符号化される。ＭＲＩスキ
ャナーからのローデータは、一般的にｋ空間として知ら
れている行列に集約される。逆フーリエ変換、２次元フ
ーリエ変換、３次元フーリエ変換またはその他の変換を
用いることにより、上記対象物のイメージ画像が、上記
ｋ空間から再構築される。
【０００３】脈管系を撮像するために、多くのＭＲアン
ジオグラフィー技術が開発されている。タイムオブフラ
イト（ＴＯＦ）技術は、動いているスピンと静止してい
るスピンとを区別するために、スピンの横励起とこれに
よる磁気共鳴信号の取得との間の時間間隔を専ら利用し
ている。この時間間隔の間、新規のスピンは、上記磁気
共鳴信号が得られる領域に移動し、励起されたスピン
は、上記領域の外へ移動する。対照的に、静止している
スピンは、ＲＦ励起とデータ取得との間の間隔において
固定されたままとなり、この結果、静止したスピンによ
り生成された磁気共鳴信号の振幅は、移動しているスピ
ンにより生成された磁気共鳴信号の振幅と実質的に異な
る。このような磁気共鳴信号から画像が再構築されると
きには、移動しているスピンに対応する画像ピクセル
は、シーケンスによって、静止しているスピンに対応す
る画像ピクセルよりもずっと明るいかまたはずっと暗い
かのいずれかとなる。この方法によれば、結果として得
られる画像中で、移動する血液を運ぶ脈管系は、周囲の
静止しているまたはゆっくり移動している組織よりも、
明るくまたは暗く見える。
ジオグラフィー技術が開発されている。タイムオブフラ
イト（ＴＯＦ）技術は、動いているスピンと静止してい
るスピンとを区別するために、スピンの横励起とこれに
よる磁気共鳴信号の取得との間の時間間隔を専ら利用し
ている。この時間間隔の間、新規のスピンは、上記磁気
共鳴信号が得られる領域に移動し、励起されたスピン
は、上記領域の外へ移動する。対照的に、静止している
スピンは、ＲＦ励起とデータ取得との間の間隔において
固定されたままとなり、この結果、静止したスピンによ
り生成された磁気共鳴信号の振幅は、移動しているスピ
ンにより生成された磁気共鳴信号の振幅と実質的に異な
る。このような磁気共鳴信号から画像が再構築されると
きには、移動しているスピンに対応する画像ピクセル
は、シーケンスによって、静止しているスピンに対応す
る画像ピクセルよりもずっと明るいかまたはずっと暗い
かのいずれかとなる。この方法によれば、結果として得
られる画像中で、移動する血液を運ぶ脈管系は、周囲の
静止しているまたはゆっくり移動している組織よりも、
明るくまたは暗く見える。
【０００４】位相コントラスト技術は、移動しているス
ピンにより生成された磁気共鳴信号の位相が、静止して
いるまたはゆっくり移動しているスピンにより生成され
る磁気共鳴信号の位相と異なる、という事実を専ら利用
している。位相コントラスト方法は、結果として得られ
る磁気共鳴信号の位相をスピン速度の関数に変調する、
磁気共鳴パルスシークエンス間の磁場勾配を専ら用い
る。したがって、再構築される画像におけるピクセルの
コントラストまたは輝度を制御するために、上記磁気共
鳴信号の位相を制御することができる。血液は比較的速
く移動するので、脈管系は、結果として得られる画像に
おいてより明るくまたはより暗く見える。
ピンにより生成された磁気共鳴信号の位相が、静止して
いるまたはゆっくり移動しているスピンにより生成され
る磁気共鳴信号の位相と異なる、という事実を専ら利用
している。位相コントラスト方法は、結果として得られ
る磁気共鳴信号の位相をスピン速度の関数に変調する、
磁気共鳴パルスシークエンス間の磁場勾配を専ら用い
る。したがって、再構築される画像におけるピクセルの
コントラストまたは輝度を制御するために、上記磁気共
鳴信号の位相を制御することができる。血液は比較的速
く移動するので、脈管系は、結果として得られる画像に
おいてより明るくまたはより暗く見える。
【０００５】コントラストエンハンストＭＲアンジオグ
ラフィーは、ＭＲアンジオグラフィーの診断能力を高め
るために用いられている。コントラストエンハンストＭ
Ｒアンジオグラフィーでは、ガドリニウムのような造影
剤が、スキャンに先行して患者に注入される。このよう
な注入の時間は、ｋ空間の中心線（この中心線は画像の
コントラストを支配する）がピーク動脈強化（peak art
erial enhancement）の間、すなわち、ボルス状の造影
剤が対象となる脈管構造を通って流れる時間に得られる
ように、注意深く計測される。
ラフィーは、ＭＲアンジオグラフィーの診断能力を高め
るために用いられている。コントラストエンハンストＭ
Ｒアンジオグラフィーでは、ガドリニウムのような造影
剤が、スキャンに先行して患者に注入される。このよう
な注入の時間は、ｋ空間の中心線（この中心線は画像の
コントラストを支配する）がピーク動脈強化（peak art
erial enhancement）の間、すなわち、ボルス状の造影
剤が対象となる脈管構造を通って流れる時間に得られる
ように、注意深く計測される。
【０００６】ＭＲデータの取得に用いられる方法に関係
なく、ＭＲＩは、ボクセル明暗度の３次元（３Ｄ）配列
を備えるボリューム画像データを生成するために、用い
られうる。複数の隣接したスライスに適用される３次元
パルスシーケンスまたは２次元（２Ｄ）パルスを用い
て、このようなボリューム画像データを取得することが
できる。また、対象となる関心領域を網羅するために、
３次元パルスシーケンスを複数のサブボリュームに適用
することも可能である。
なく、ＭＲＩは、ボクセル明暗度の３次元（３Ｄ）配列
を備えるボリューム画像データを生成するために、用い
られうる。複数の隣接したスライスに適用される３次元
パルスシーケンスまたは２次元（２Ｄ）パルスを用い
て、このようなボリューム画像データを取得することが
できる。また、対象となる関心領域を網羅するために、
３次元パルスシーケンスを複数のサブボリュームに適用
することも可能である。
【０００７】最大値投影法（ＭＩＰ）は、３次元ボリュ
ーム画像データセットをレンダリングするための一般的
かつ有効的な方法であり、ＭＲアンジオグラフィー画像
に対して特に有用である。投影画像は、脈管組織、なら
びに、狭窄、テローム性動脈硬化および動脈瘤のような
病気を検査する際に、特に有用である。臨床診断では、
一般的に、投影画像を見ることは、それぞれのＭＲＩス
ライス画像を見ることよりも好ましい。
ーム画像データセットをレンダリングするための一般的
かつ有効的な方法であり、ＭＲアンジオグラフィー画像
に対して特に有用である。投影画像は、脈管組織、なら
びに、狭窄、テローム性動脈硬化および動脈瘤のような
病気を検査する際に、特に有用である。臨床診断では、
一般的に、投影画像を見ることは、それぞれのＭＲＩス
ライス画像を見ることよりも好ましい。
【０００８】ＭＩＰ画像は、本質的には、３次元ボリュ
ームを、指定されたビューイング点から見た２次元平面
に、または、指定されたビューイング角度もしくは投影
角度に沿った２次元平面に、投影したものである。ＭＩ
Ｐ画像を生成する際には、光線が、画像データ点の３次
元配列を通って、２次元投影画像平面における各ピクセ
ルに投影される。上記放射線に沿ったデータ点における
最大値を有するデータ点の値が選択される。この結果、
各放射線に対して選択された値は、結果として得られる
２次元画像における対応するピクセルのグレースケール
を制御するために用いられる。様々なビューイング角度
またはビューイング位置から見たＭＩＰ画像を取得する
ことができるので、放射線専門医は、患者を柔軟に診断
することができる。同様に、最小値投影法（ＭｉｎＩ
Ｐ）は、黒血の血管造影に適用されている。ＭｉｎＩＰ
では、流れる血からの共鳴反応は、結果として得られる
画像において血液が黒く描かれるように、ＭＲシーケン
スにより最小化される。各放射線に沿うボクセル明暗度
のうちの最小値は、結果として得られる２次元投影画像
における対応するピクセルに割り当てられる。
ームを、指定されたビューイング点から見た２次元平面
に、または、指定されたビューイング角度もしくは投影
角度に沿った２次元平面に、投影したものである。ＭＩ
Ｐ画像を生成する際には、光線が、画像データ点の３次
元配列を通って、２次元投影画像平面における各ピクセ
ルに投影される。上記放射線に沿ったデータ点における
最大値を有するデータ点の値が選択される。この結果、
各放射線に対して選択された値は、結果として得られる
２次元画像における対応するピクセルのグレースケール
を制御するために用いられる。様々なビューイング角度
またはビューイング位置から見たＭＩＰ画像を取得する
ことができるので、放射線専門医は、患者を柔軟に診断
することができる。同様に、最小値投影法（ＭｉｎＩ
Ｐ）は、黒血の血管造影に適用されている。ＭｉｎＩＰ
では、流れる血からの共鳴反応は、結果として得られる
画像において血液が黒く描かれるように、ＭＲシーケン
スにより最小化される。各放射線に沿うボクセル明暗度
のうちの最小値は、結果として得られる２次元投影画像
における対応するピクセルに割り当てられる。
【０００９】コントラストアンジオグラフィーでは、ボ
ルス状の造影剤は、画像領域中を力学的に移動する。ま
た、血液の流れは、心周期に従って周期的に速くなった
り遅くなったりする。ＭＲ画像は、ちょうど良い時間に
この動きをスナップショットとして捉えられたものであ
る。何度かの試験では、多数の画像が、ちょうど良い時
間にまたは心周期の位相において得られている。この
後、関心領域がシネマティックディスプレイに表示され
る。
ルス状の造影剤は、画像領域中を力学的に移動する。ま
た、血液の流れは、心周期に従って周期的に速くなった
り遅くなったりする。ＭＲ画像は、ちょうど良い時間に
この動きをスナップショットとして捉えられたものであ
る。何度かの試験では、多数の画像が、ちょうど良い時
間にまたは心周期の位相において得られている。この
後、関心領域がシネマティックディスプレイに表示され
る。
【００１０】現在のＭＩＰ技術には、例えば、心周期や
造影物質の到着および出発等に影響される、血流作用に
おける時変効果（time varying effect）が含まれてい
ない。このＭＩＰ技術では、むしろ、得られる血流作用
が静止しているものと仮定している。脈管の縁の鮮明度
を向上させるために、再構築グリッド再位置決め（reco
nstruction grid repositioning）や様々な補間技術の
ような多くのアルゴリズムが開発されているが、このよ
うな技術では、上述した時変効果に起因する誤りを補正
することができない。
造影物質の到着および出発等に影響される、血流作用に
おける時変効果（time varying effect）が含まれてい
ない。このＭＩＰ技術では、むしろ、得られる血流作用
が静止しているものと仮定している。脈管の縁の鮮明度
を向上させるために、再構築グリッド再位置決め（reco
nstruction grid repositioning）や様々な補間技術の
ような多くのアルゴリズムが開発されているが、このよ
うな技術では、上述した時変効果に起因する誤りを補正
することができない。
【００１１】本発明の第１の態様では、画像診断方法
は、それぞれがボクセル値の３次元配列により描かれ
た、関心領域についての時間的に置換された複数のボリ
ューム画像を生成する工程（４０４、４０８）と、選択
された基準に従って、ボクセル値の複数の３次元配列を
空間的および時間的に崩壊させる工程であって、空間的
および時間的に崩壊した２次元画像を生成する工程（４
１６、４２０）と、を具備する。
は、それぞれがボクセル値の３次元配列により描かれ
た、関心領域についての時間的に置換された複数のボリ
ューム画像を生成する工程（４０４、４０８）と、選択
された基準に従って、ボクセル値の複数の３次元配列を
空間的および時間的に崩壊させる工程であって、空間的
および時間的に崩壊した２次元画像を生成する工程（４
１６、４２０）と、を具備する。
【００１２】本発明の第２の態様では、それぞれがボク
セル値の３次元配列により描かれた、関心領域について
の時間的に置換された複数のボリューム画像（１３０−
１３４）を生成する手段（１１４、１２２、１２４）
と、選択された基準に従って、ボクセル値の複数の３次
元配列を空間的および時間的に崩壊させる手段であっ
て、空間的および時間的に崩壊した２次元画像を生成す
る手段（１４０、１４６、２４０、２４６）と、を具備
する。
セル値の３次元配列により描かれた、関心領域について
の時間的に置換された複数のボリューム画像（１３０−
１３４）を生成する手段（１１４、１２２、１２４）
と、選択された基準に従って、ボクセル値の複数の３次
元配列を空間的および時間的に崩壊させる手段であっ
て、空間的および時間的に崩壊した２次元画像を生成す
る手段（１４０、１４６、２４０、２４６）と、を具備
する。
【００１３】本発明の一利点は、本発明が、撮像される
血管における血管管腔を描く際の精度を向上させること
である。
血管における血管管腔を描く際の精度を向上させること
である。
【００１４】本発明の別の利点は、本発明が、生体内で
の血流時間の変化を捉えることである。
の血流時間の変化を捉えることである。
【００１５】本発明の別の利点は、本発明が、例えば変
動する管腔の大きさのような血管壁の変動を補償するこ
とである。
動する管腔の大きさのような血管壁の変動を補償するこ
とである。
【００１６】本発明の別の利点は、本発明を無数の診断
画像取得技術に迅速に適用できる点にある。
画像取得技術に迅速に適用できる点にある。
【００１７】添付図面を参照した例を用いて、本発明を
実施するための１つの方法を詳細に説明する。
実施するための１つの方法を詳細に説明する。
【００１８】図１を参照するに、磁気共鳴画像システム
１００は、試験領域１０４を通るほぼ一様でありかつ時
間的に一定な磁場Ｂ0を形成する超伝導永久磁石１０２
を含む。図１には開磁石システム（open magnet syste
m）が示されているが、本発明は、ボアタイプ磁石を用
いたような、他の周知なタイプのＭＲＩスキャナにも、
同様に適用される。本発明は、また、コンピュータ断層
撮影、核医学およびディジタルＸ線等のような撮像物理
療法にも適用される。勾配パルス増幅器１０６は、選択
された数のまたは選択された対の全体勾配コイル１０８
に対して、電流パルスを適用することにより、試験領域
１０４のｘ、ｙおよびｚ軸に沿った磁場勾配を形成す
る。無線周波数トランスミッタ１１０は、任意的にはデ
ィジタルトランスミッタであり、全体無線周波数コイル
１１２に接続され、試験領域１０４にＲＦパルスを発信
する。
１００は、試験領域１０４を通るほぼ一様でありかつ時
間的に一定な磁場Ｂ0を形成する超伝導永久磁石１０２
を含む。図１には開磁石システム（open magnet syste
m）が示されているが、本発明は、ボアタイプ磁石を用
いたような、他の周知なタイプのＭＲＩスキャナにも、
同様に適用される。本発明は、また、コンピュータ断層
撮影、核医学およびディジタルＸ線等のような撮像物理
療法にも適用される。勾配パルス増幅器１０６は、選択
された数のまたは選択された対の全体勾配コイル１０８
に対して、電流パルスを適用することにより、試験領域
１０４のｘ、ｙおよびｚ軸に沿った磁場勾配を形成す
る。無線周波数トランスミッタ１１０は、任意的にはデ
ィジタルトランスミッタであり、全体無線周波数コイル
１１２に接続され、試験領域１０４にＲＦパルスを発信
する。
【００１９】第２セットの、磁石コイル、勾配コイルお
よび無線周波数コイルが、下部の磁極片として患者の下
に設けられている。全体無線周波数コイル１１２または
これに代えて（図示しない）表面コイルアレイが、結果
として得られる共鳴信号を復調するための受信器１１４
に接続されている。
よび無線周波数コイルが、下部の磁極片として患者の下
に設けられている。全体無線周波数コイル１１２または
これに代えて（図示しない）表面コイルアレイが、結果
として得られる共鳴信号を復調するための受信器１１４
に接続されている。
【００２０】シーケンス制御部１１６は、勾配パルス増
幅器１０６およびトランスミッタ１１０を制御して、磁
気共鳴アンジオグラフィースキャニングシーケンスを生
成する。さらに具体的には、上記ディジタルトランスミ
ッタは、人体における選択されたボリューム中で、磁気
スピンを反転または励起させ、磁気共鳴を誘導し、磁気
共鳴の重点を変え、磁気共鳴を操作し、空間的にまたは
別の方法により磁気共鳴を符号化し、スピンを飽和させ
ることを目的として、対象物に適用される一連のＲＦパ
ルスおよび磁場勾配パルスを生成させられる。生成され
るシーケンスは、３次元画像に積み重ねられる複数のパ
ラレル２次元画像データを生成するための、従来の何ら
かの３次元または２次元の脈管系撮像シーケンスであろ
う。このＭＲＩ方法は、造影剤を用いるかまたは用いな
い、何らかの力学的方法（dynamic method）または何ら
かのゲート制御撮像方法（gated acquisition method）
であろう。具体例としてのゲート制御撮像方法は、トリ
ガとして例えばＱＲＳ複素数のような電気カルジオグラ
ム信号を用いる。具体例としてのコントラストＭＲＡ技
術は、Keyhole、TRICK、Spiral interleaved、および、
centric encoding等を含む。上記シーケンスは、一般的
には、例えばシーケンス制御部１１６のシーケンス制御
メモリに格納された、ユーザ選択可能であって事前にプ
ログラムされた複数の画像シーケンスのうちの１つであ
ろう。
幅器１０６およびトランスミッタ１１０を制御して、磁
気共鳴アンジオグラフィースキャニングシーケンスを生
成する。さらに具体的には、上記ディジタルトランスミ
ッタは、人体における選択されたボリューム中で、磁気
スピンを反転または励起させ、磁気共鳴を誘導し、磁気
共鳴の重点を変え、磁気共鳴を操作し、空間的にまたは
別の方法により磁気共鳴を符号化し、スピンを飽和させ
ることを目的として、対象物に適用される一連のＲＦパ
ルスおよび磁場勾配パルスを生成させられる。生成され
るシーケンスは、３次元画像に積み重ねられる複数のパ
ラレル２次元画像データを生成するための、従来の何ら
かの３次元または２次元の脈管系撮像シーケンスであろ
う。このＭＲＩ方法は、造影剤を用いるかまたは用いな
い、何らかの力学的方法（dynamic method）または何ら
かのゲート制御撮像方法（gated acquisition method）
であろう。具体例としてのゲート制御撮像方法は、トリ
ガとして例えばＱＲＳ複素数のような電気カルジオグラ
ム信号を用いる。具体例としてのコントラストＭＲＡ技
術は、Keyhole、TRICK、Spiral interleaved、および、
centric encoding等を含む。上記シーケンスは、一般的
には、例えばシーケンス制御部１１６のシーケンス制御
メモリに格納された、ユーザ選択可能であって事前にプ
ログラムされた複数の画像シーケンスのうちの１つであ
ろう。
【００２１】電気カルジオグラフのゲーティング（gati
ng）が用いられた一実施形態では、選択的に用いられる
電気カルジオグラフセンサ（ＥＣＧ）１１８は、患者１
５０に取り付けられ、この患者の電気的なＥＣＧ信号を
出力する。ＥＣＧゲートパルス生成器１２０は、シーケ
ンス制御部１１６に対するＥＣＧゲーティング信号とし
てゲートパルスを出力する。このゲートパルスは、上記
ＥＣＧ信号のＲ波ピーク値に同期した非常に小さいパル
ス幅を有する。このゲートパルスは、例えば開始時間お
よびその他のシーケンススキャニングパラメータを制御
してＥＣＧゲートスキャンを生成するために、ＥＣＧゲ
ーティング信号としてシーケンス制御部１１６により用
いられる。
ng）が用いられた一実施形態では、選択的に用いられる
電気カルジオグラフセンサ（ＥＣＧ）１１８は、患者１
５０に取り付けられ、この患者の電気的なＥＣＧ信号を
出力する。ＥＣＧゲートパルス生成器１２０は、シーケ
ンス制御部１１６に対するＥＣＧゲーティング信号とし
てゲートパルスを出力する。このゲートパルスは、上記
ＥＣＧ信号のＲ波ピーク値に同期した非常に小さいパル
ス幅を有する。このゲートパルスは、例えば開始時間お
よびその他のシーケンススキャニングパラメータを制御
してＥＣＧゲートスキャンを生成するために、ＥＣＧゲ
ーティング信号としてシーケンス制御部１１６により用
いられる。
【００２２】これらの信号は、受信器１１４により受信
および変調され、ｋ空間データメモリ１２２における標
本とされる。メモリ１２２内のデータは、従来技術を用
いた再構築またはアレイプロセッサ１２４により、ボリ
ュームデータとして再構築される。アレイプロセッサ１
２４は、Ｎ個のボリューム画像メモリ、すなわち、メモ
リ１３０、１３２、．．．、１３４のそれぞれについて
同じように選択されたボリュームに対して、ボリューム
画像データを供給する。ここで、Ｎは、得られるボリュ
ーム画像データセットの数であり、少なくとも２つであ
る。
および変調され、ｋ空間データメモリ１２２における標
本とされる。メモリ１２２内のデータは、従来技術を用
いた再構築またはアレイプロセッサ１２４により、ボリ
ュームデータとして再構築される。アレイプロセッサ１
２４は、Ｎ個のボリューム画像メモリ、すなわち、メモ
リ１３０、１３２、．．．、１３４のそれぞれについて
同じように選択されたボリュームに対して、ボリューム
画像データを供給する。ここで、Ｎは、得られるボリュ
ーム画像データセットの数であり、少なくとも２つであ
る。
【００２３】一実施形態では、例えば、上記ボリューム
画像データが２次元マルチスライス方法により生成され
るのであれば、第１ボリューム画像メモリ１３０に供給
される、各スライスについてのピクセル明暗度の２次元
配列を生成するために、各データスライスは、再構築プ
ロセッサ１２４により別々に２次元フーリエ変換がなさ
れうる。マルチプルスライスについてのピクセル値を集
めることにより、ボクセル明暗度の３次元配列が構築さ
れる。
画像データが２次元マルチスライス方法により生成され
るのであれば、第１ボリューム画像メモリ１３０に供給
される、各スライスについてのピクセル明暗度の２次元
配列を生成するために、各データスライスは、再構築プ
ロセッサ１２４により別々に２次元フーリエ変換がなさ
れうる。マルチプルスライスについてのピクセル値を集
めることにより、ボクセル明暗度の３次元配列が構築さ
れる。
【００２４】３次元タイムオブフライト技術（3D time-
of-flight techniques）、３次元位相コントラスト（3D
phase contrast）または３次元位相感度技術（3D phas
e sensitive techniques）等を用いた、別の実施形態で
は、ｋ空間の３次元配列データは、データメモリ１２２
に読み込まれる。この３次元ｋ空間配列は、プロセッサ
１２４により３次元逆フーリエ変換がなされ、ボリュー
ム画像メモリ１３０によりボクセル明暗度の３次元配列
として格納される。
of-flight techniques）、３次元位相コントラスト（3D
phase contrast）または３次元位相感度技術（3D phas
e sensitive techniques）等を用いた、別の実施形態で
は、ｋ空間の３次元配列データは、データメモリ１２２
に読み込まれる。この３次元ｋ空間配列は、プロセッサ
１２４により３次元逆フーリエ変換がなされ、ボリュー
ム画像メモリ１３０によりボクセル明暗度の３次元配列
として格納される。
【００２５】さらに別の実施形態では、逆フーリエ変換
が各受信データラインに対して実行される。この各受信
データラインは、変換データラインのすべてのセットが
生成されるまでメモリに格納されている。この後、上記
データに対して位相符号化方向への第２の逆フーリエ逆
変換が実行され、メモリに格納されるべきスライスデー
タが生成されうる。撮像ボリューム全体についてのボク
セル明暗度がボリュームメモリ１３０に格納されるま
で、上記工程は、各スライスについて繰り返される。一
実施形態では、３次元ボリュームイメージングは、関心
領域を形成するためにこの後に結合される複数の隣接し
たサブボリュームに対して、用いられるであろう。
が各受信データラインに対して実行される。この各受信
データラインは、変換データラインのすべてのセットが
生成されるまでメモリに格納されている。この後、上記
データに対して位相符号化方向への第２の逆フーリエ逆
変換が実行され、メモリに格納されるべきスライスデー
タが生成されうる。撮像ボリューム全体についてのボク
セル明暗度がボリュームメモリ１３０に格納されるま
で、上記工程は、各スライスについて繰り返される。一
実施形態では、３次元ボリュームイメージングは、関心
領域を形成するためにこの後に結合される複数の隣接し
たサブボリュームに対して、用いられるであろう。
【００２６】上述したスキャニング手順およびデータ取
得手順とは無関係に、選択された領域についてのボリュ
ーム画像Ｍ1、Ｍ2、・・・、ＭNがＮ個の異なる時間に
得られ、複数のボリューム画像データセットが、Ｎ個の
ボリュームメモリ、すなわち、メモリ１３０、１３
２、．．．、１３４に格納される。
得手順とは無関係に、選択された領域についてのボリュ
ーム画像Ｍ1、Ｍ2、・・・、ＭNがＮ個の異なる時間に
得られ、複数のボリューム画像データセットが、Ｎ個の
ボリュームメモリ、すなわち、メモリ１３０、１３
２、．．．、１３４に格納される。
【００２７】時間分解明暗度追跡（１４０）および空間
明暗度投影（１４６）については、簡略化のために、本
明細書では主に最大値追跡法および最大値投影法を参照
して説明する。しかしながら、本発明では、血脈管が暗
く見えるようなＭＲＡアプリケーション用の時間分解追
跡および空間投影についての最小明暗値を用いることも
考慮されており、本明細書での記載は、これらを用いる
ことにも同様に適用されうる。メモリ１３０、１３
２、．．．１３４内に格納されている複数のボリューム
画像データセットは、時間的に置換されたメモリ１３
０、１３２、．．．１３４内の各撮像ボリュームの対応
するボクセルについての最大明暗度ボクセルを探し出
す、時間経過投影プロセッサ１４０により、時間的に崩
壊される。メモリ１３０、１３２、．．．、１３４に格
納されたボクセル明暗度を比較し、かつ、時間的に崩壊
した（時間崩壊）ボリューム画像データセットに対し
て、各空間位置ごとに見つけられた最大明暗値を割り当
てることにより、選択されたボリュームについての時間
的に崩壊した（時間崩壊）ボリュームデータセットが、
生成されボリュームメモリ１４４に格納される。
明暗度投影（１４６）については、簡略化のために、本
明細書では主に最大値追跡法および最大値投影法を参照
して説明する。しかしながら、本発明では、血脈管が暗
く見えるようなＭＲＡアプリケーション用の時間分解追
跡および空間投影についての最小明暗値を用いることも
考慮されており、本明細書での記載は、これらを用いる
ことにも同様に適用されうる。メモリ１３０、１３
２、．．．１３４内に格納されている複数のボリューム
画像データセットは、時間的に置換されたメモリ１３
０、１３２、．．．１３４内の各撮像ボリュームの対応
するボクセルについての最大明暗度ボクセルを探し出
す、時間経過投影プロセッサ１４０により、時間的に崩
壊される。メモリ１３０、１３２、．．．、１３４に格
納されたボクセル明暗度を比較し、かつ、時間的に崩壊
した（時間崩壊）ボリューム画像データセットに対し
て、各空間位置ごとに見つけられた最大明暗値を割り当
てることにより、選択されたボリュームについての時間
的に崩壊した（時間崩壊）ボリュームデータセットが、
生成されボリュームメモリ１４４に格納される。
【００２８】一実施形態では、本来の関心領域内のすべ
ての空間座標について、時間分解データが集められると
ともに時間経過投影が実行される。しかしながら、本来
の関心領域全体のすべての空間座標に対して、時間分解
データを取得すること、およびまたは、時間経過投影を
実行することは、必要ではない。別の実施形態では、時
間分解データを取得すること、およびまたは、時間経過
投影は、本来の関心領域より小さくかつこの関心領域内
に含まれる、１つ以上の特定の関心サブボリュームに限
定される。この結果、いくつかの実施形態では、３Ｄメ
モリ１４４は、関心サブボリューム内の選択された空間
座標のみについての時間的に崩壊した（時間崩壊）デー
タを受信する。時間非分解値は、上記関心サブボリュー
ムの外側にある本来の関心領域内の他のすべての領域に
対して、ロードされる。この方法によれば、データを取
得するための時間およびまたは画像を再構築するための
時間を削減することができる。
ての空間座標について、時間分解データが集められると
ともに時間経過投影が実行される。しかしながら、本来
の関心領域全体のすべての空間座標に対して、時間分解
データを取得すること、およびまたは、時間経過投影を
実行することは、必要ではない。別の実施形態では、時
間分解データを取得すること、およびまたは、時間経過
投影は、本来の関心領域より小さくかつこの関心領域内
に含まれる、１つ以上の特定の関心サブボリュームに限
定される。この結果、いくつかの実施形態では、３Ｄメ
モリ１４４は、関心サブボリューム内の選択された空間
座標のみについての時間的に崩壊した（時間崩壊）デー
タを受信する。時間非分解値は、上記関心サブボリュー
ムの外側にある本来の関心領域内の他のすべての領域に
対して、ロードされる。この方法によれば、データを取
得するための時間およびまたは画像を再構築するための
時間を削減することができる。
【００２９】一実施形態では、時間経過投影プロセッサ
１４０は、さらに、撮像されたボリュームについての時
間的な情報および事象を記録するためのメモリまたはデ
ータベース１４２を任意的に含む。このような時間的な
情報を、医療診断で得られた血管造影図を補うために用
いることが可能である。このような情報は、例えば、
（コントラスト技術のための）ボルス伝搬の時間経過
（time course of bolus propagation）およびボルス到
着のピーク時間（peak time of bolus arrival）、（非
コントラストおよびまたはゲーティング技術）新規かつ
高速な血液の到着（fresh/fast blood arrival）、なら
びに、動脈および静脈のような脈管間の時間差等を含
む。このような情報自体を様々な肉体的および病理学上
の条件の医療診断に用いることができ、これにより、必
要な血管造影図に加えて補助的な診断情報を得ることが
できる。例えば、近年のおよびまたは緩慢に脈管が充満
することによって、閉塞またはその他の循環系機能不全
の可能性を認識することができる。時間経過情報のデー
タベース１４２を今後参照するときのために格納するこ
ともできる。一実施形態では、脈管特性的な血液の流量
率情報のうちの患者特性的な情報を格納するために、デ
ータベース１４２を用いることもでき、さらに、一実施
形態では、シーケンス制御部１１６により例えば次の取
得のためのスキャンタイミングを調整するために、デー
タベース１４２を用いることもできる。
１４０は、さらに、撮像されたボリュームについての時
間的な情報および事象を記録するためのメモリまたはデ
ータベース１４２を任意的に含む。このような時間的な
情報を、医療診断で得られた血管造影図を補うために用
いることが可能である。このような情報は、例えば、
（コントラスト技術のための）ボルス伝搬の時間経過
（time course of bolus propagation）およびボルス到
着のピーク時間（peak time of bolus arrival）、（非
コントラストおよびまたはゲーティング技術）新規かつ
高速な血液の到着（fresh/fast blood arrival）、なら
びに、動脈および静脈のような脈管間の時間差等を含
む。このような情報自体を様々な肉体的および病理学上
の条件の医療診断に用いることができ、これにより、必
要な血管造影図に加えて補助的な診断情報を得ることが
できる。例えば、近年のおよびまたは緩慢に脈管が充満
することによって、閉塞またはその他の循環系機能不全
の可能性を認識することができる。時間経過情報のデー
タベース１４２を今後参照するときのために格納するこ
ともできる。一実施形態では、脈管特性的な血液の流量
率情報のうちの患者特性的な情報を格納するために、デ
ータベース１４２を用いることもでき、さらに、一実施
形態では、シーケンス制御部１１６により例えば次の取
得のためのスキャンタイミングを調整するために、デー
タベース１４２を用いることもできる。
【００３０】投影プロセッサ１４６は、選択されたビュ
ーイング点からの、または、選択されたビューイング方
向もしくはビューイング軸に沿った、時間的に崩壊（時
間崩壊）したボリュームデータの最大値投影（ＭＩＰ）
を形成し、２次元投影画像は、投影画像メモリ１４８に
格納される。ビデオプロセッサ１５２は、投影画像メモ
リ１４８内の画像を、ビデオモニタ１５４のＭＩＰ画像
として表示するのに適当なフォーマットに変換する。
ーイング点からの、または、選択されたビューイング方
向もしくはビューイング軸に沿った、時間的に崩壊（時
間崩壊）したボリュームデータの最大値投影（ＭＩＰ）
を形成し、２次元投影画像は、投影画像メモリ１４８に
格納される。ビデオプロセッサ１５２は、投影画像メモ
リ１４８内の画像を、ビデオモニタ１５４のＭＩＰ画像
として表示するのに適当なフォーマットに変換する。
【００３１】本発明の時間分解明暗度追跡ＭＩＰ技術の
一実施形態では、ＭＩＰプロセッサ１４６は、アンジオ
グラフィに適した付加的機能を供給する追加モジュール
を有する１モジュールの画像プロセッサである。ここ
で、上記追加モジュールは、角度選択、リクロップ（re
crop）、背景抑圧、補間、再構築グリッド再位置決め、
およびこれらと同等な他のものを実現するためのプロセ
ッサおよびプログラムモジュールを含む。
一実施形態では、ＭＩＰプロセッサ１４６は、アンジオ
グラフィに適した付加的機能を供給する追加モジュール
を有する１モジュールの画像プロセッサである。ここ
で、上記追加モジュールは、角度選択、リクロップ（re
crop）、背景抑圧、補間、再構築グリッド再位置決め、
およびこれらと同等な他のものを実現するためのプロセ
ッサおよびプログラムモジュールを含む。
【００３２】ビデオプロセッサ１５２は、また、３次元
時間崩壊画像メモリに直接接続されており、このメモリ
から直接画像データを選択する。このビデオプロセッサ
は、様々なスライス画像またはこれと同等な他のものを
選択することができる。このビデオプロセッサまたは組
み合わさった複数のプロセッサ（図示しない）は、表面
レンダリング（surface rendering）および他の従来方
式の画像表示を処理することができる。
時間崩壊画像メモリに直接接続されており、このメモリ
から直接画像データを選択する。このビデオプロセッサ
は、様々なスライス画像またはこれと同等な他のものを
選択することができる。このビデオプロセッサまたは組
み合わさった複数のプロセッサ（図示しない）は、表面
レンダリング（surface rendering）および他の従来方
式の画像表示を処理することができる。
【００３３】図１に示す実施形態では、時間経過投影１
４０は、空間投影１４６に先行して実行されている。し
かしながら、時間分解明暗度追跡および最大値投影を実
行する順序を逆にすることが可能であることが認識され
るであろう。図２は、図１に示した実施形態に類似し
た、本発明の別の実施形態を表しているが、この図２に
おいて、ボリュームメモリ１３０、１３２、．．．１３
４に格納されている各ボリューム画像は、投影プロセッ
サ２４６を介して最大値投影法が実行され、２次元画像
メモリ２３０、２３２、．．．２３４のうちの対応する
番号のメモリに格納される、時間的に置換された複数の
２次元投影画像が生成される。このように生成された２
次元投影の集まりは、この後、時間経過投影プロセッサ
２４０を用いて時間的に崩壊され、メモリ２４８に格納
されるべき、時間的および空間的に投影された最終的な
２次元画像とされる。なお、ビデオプロセッサ１５２
は、利用者が投影画像の時間展開をシネマティック表示
させることを選ぶことができるように、シネプロセッサ
２６０により投影画像メモリ２３０、２３２、．．．２
３４に接続されている。
４０は、空間投影１４６に先行して実行されている。し
かしながら、時間分解明暗度追跡および最大値投影を実
行する順序を逆にすることが可能であることが認識され
るであろう。図２は、図１に示した実施形態に類似し
た、本発明の別の実施形態を表しているが、この図２に
おいて、ボリュームメモリ１３０、１３２、．．．１３
４に格納されている各ボリューム画像は、投影プロセッ
サ２４６を介して最大値投影法が実行され、２次元画像
メモリ２３０、２３２、．．．２３４のうちの対応する
番号のメモリに格納される、時間的に置換された複数の
２次元投影画像が生成される。このように生成された２
次元投影の集まりは、この後、時間経過投影プロセッサ
２４０を用いて時間的に崩壊され、メモリ２４８に格納
されるべき、時間的および空間的に投影された最終的な
２次元画像とされる。なお、ビデオプロセッサ１５２
は、利用者が投影画像の時間展開をシネマティック表示
させることを選ぶことができるように、シネプロセッサ
２６０により投影画像メモリ２３０、２３２、．．．２
３４に接続されている。
【００３４】図３は、時間経過投影プロセッサ１４０
（図１）または時間経過投影プロセッサ２４０（図２）
を適用した様子を示しており、試験状態にある血管の真
腔についてのボクセル値の典型例を示している。動脈の
ような第１血管３００は、心臓のポンピング動作ととも
に膨張し、この第１血管の半径は、時間ｔ3において最
大値となる。鰓動脈のような第２血管３０２の半径は、
時間ｔ5経過後の短時間に心拍により最大値にまで膨張
する。閉塞した動脈のような第３血管３０４は、心周期
を通してほぼ一定の半径値を維持する。時間ｔ1で得ら
れる単一の画像により、閉塞した動脈を特定することは
効果的ではないであろう。時間ｔ5または時間ｔ5で得ら
れる単一画像により、診断を行うのは困難であろう。最
大明暗値画像または最小明暗値画像３０６において、各
脈管の半径が最大となっているように見える。この技術
は、また、その他の血流変化、造影剤の到着および出
発、心周期の効果、管腔の大きさの変動、および、血管
壁のその他の変化などのような様々な時変効果を含む。
（図１）または時間経過投影プロセッサ２４０（図２）
を適用した様子を示しており、試験状態にある血管の真
腔についてのボクセル値の典型例を示している。動脈の
ような第１血管３００は、心臓のポンピング動作ととも
に膨張し、この第１血管の半径は、時間ｔ3において最
大値となる。鰓動脈のような第２血管３０２の半径は、
時間ｔ5経過後の短時間に心拍により最大値にまで膨張
する。閉塞した動脈のような第３血管３０４は、心周期
を通してほぼ一定の半径値を維持する。時間ｔ1で得ら
れる単一の画像により、閉塞した動脈を特定することは
効果的ではないであろう。時間ｔ5または時間ｔ5で得ら
れる単一画像により、診断を行うのは困難であろう。最
大明暗値画像または最小明暗値画像３０６において、各
脈管の半径が最大となっているように見える。この技術
は、また、その他の血流変化、造影剤の到着および出
発、心周期の効果、管腔の大きさの変動、および、血管
壁のその他の変化などのような様々な時変効果を含む。
【００３５】ここで図４を参照するに、図１に示したＭ
ＲＩシステムで実行することが可能な教示にかかる方法
４００の一例が示されている。工程４０４では、ボリュ
ーム画像データが得られる。このボリュームデータは、
好ましくは磁気共鳴データであり、より好ましくは磁気
共鳴アンジオグラフィデータである。しかしながら、コ
ンピュータ断層撮影法またはその他の容積測定画像療法
のようなその他の物理療法から得られた体積データにつ
いても、用いることが考慮されている。ボリューム画像
データが得られた後、工程４０８では、アレイプロセッ
サ１２４を用いてボリュームデータが再構築され、再構
築された電子的画像は、メモリ１３０、１３
２、．．．、１３４のうち１つのメモリに格納される。
工程４０４および工程４０８は、それぞれが異なる時間
に対応する、関心領域についての少なくとも２つのボリ
ューム画像が生成されるまで繰り返される。例えば２、
３、４、５等の所望値または所定値のデータセットが得
られた際には、工程４１２で決定されているように、複
数のボリュームセットが工程４１６で時間的に崩壊され
る。時間的崩壊工程では、時間経過投影プロセッサ１４
０は、時間的に置換された複数のボリューム画像におけ
る各空間位置または対応するボクセルに対して、最大値
明暗度を割り当てて、時間的に崩壊した３次元画像を生
成する。ディスプレイ１５６にレンダリングするための
最大値（または最小値）投影技術を用いて３次元画像を
２次元平面に投影することにより、工程４２０では、Ｍ
ＲＡ空間投影画像が、上記時間的に崩壊した３次元画像
から生成される。図５は、図４に示した実施形態に類似
した、本発明の別の実施形態にかかる方法５００の一例
を示しているが、この図５では、工程４１６および工程
４２０の順序が逆となっている。
ＲＩシステムで実行することが可能な教示にかかる方法
４００の一例が示されている。工程４０４では、ボリュ
ーム画像データが得られる。このボリュームデータは、
好ましくは磁気共鳴データであり、より好ましくは磁気
共鳴アンジオグラフィデータである。しかしながら、コ
ンピュータ断層撮影法またはその他の容積測定画像療法
のようなその他の物理療法から得られた体積データにつ
いても、用いることが考慮されている。ボリューム画像
データが得られた後、工程４０８では、アレイプロセッ
サ１２４を用いてボリュームデータが再構築され、再構
築された電子的画像は、メモリ１３０、１３
２、．．．、１３４のうち１つのメモリに格納される。
工程４０４および工程４０８は、それぞれが異なる時間
に対応する、関心領域についての少なくとも２つのボリ
ューム画像が生成されるまで繰り返される。例えば２、
３、４、５等の所望値または所定値のデータセットが得
られた際には、工程４１２で決定されているように、複
数のボリュームセットが工程４１６で時間的に崩壊され
る。時間的崩壊工程では、時間経過投影プロセッサ１４
０は、時間的に置換された複数のボリューム画像におけ
る各空間位置または対応するボクセルに対して、最大値
明暗度を割り当てて、時間的に崩壊した３次元画像を生
成する。ディスプレイ１５６にレンダリングするための
最大値（または最小値）投影技術を用いて３次元画像を
２次元平面に投影することにより、工程４２０では、Ｍ
ＲＡ空間投影画像が、上記時間的に崩壊した３次元画像
から生成される。図５は、図４に示した実施形態に類似
した、本発明の別の実施形態にかかる方法５００の一例
を示しているが、この図５では、工程４１６および工程
４２０の順序が逆となっている。
【図１】本発明の態様にかかる時間分解明暗値追跡を含
む磁気共鳴撮像スキャナの概略を示す図
む磁気共鳴撮像スキャナの概略を示す図
【図２】本発明の磁気共鳴撮像スキャナの別の実施形態
を示す図
を示す図
【図３】試験状態にある血管の真腔についてのボクセル
値の典型例を提供する教示にかかる時間経過投影の適用
を示す図
値の典型例を提供する教示にかかる時間経過投影の適用
を示す図
【図４】本発明の方法の一例を概説するフロー図
【図５】本発明の方法の別例を概説するフロー図
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） Ｇ０６Ｔ 15/00 ２００ Ａ６１Ｂ 5/05 ３８３ // Ａ６１Ｂ 6/03 ３６０ Ｇ０１Ｎ 24/08 ５１０Ｙ 24/02 ５３０Ｙ Ｂ (72)発明者 ポウル エム マーゴジアン アメリカ合衆国 オハイオ州 44107 レ イクウッド スロウン アベニュー 18813 アパートメント ＃１ Ｆターム(参考） 4C093 AA21 DA02 FF24 FF42 4C096 AA10 AB08 AB50 AD02 AD12 AD14 AD27 BA18 BA21 BA22 BA37 BA38 CA02 CA16 CA70 DA01 DA04 DA18 DB03 DB14 DC01 DC19 DC25 DC29 DC35 DC36 DC38 DD20 DE03 DE08 5B057 AA07 BA07 CA02 CA12 CA16 CB02 CB08 CB13 CB16 CC01 CD14 CE08 CH01 CH11 DA20 DB03 DB05 DB09 DC19 5B080 AA17 BA07
Claims (10)
- 【請求項１】 それぞれがボクセル値の３次元配列によ
り描かれた、関心領域についての時間的に置換された複
数のボリューム画像を生成する工程（４０４、４０８）
と、 選択された基準に従って、ボクセル値の複数の３次元配
列を空間的および時間的に崩壊させる工程であって、空
間的および時間的に崩壊した２次元画像を生成する工程
（４１６、４２０）と、を具備することを特徴とする画
像診断方法。 - 【請求項２】 前記画像が、磁気共鳴技術、ｘ線コンピ
ュータ断層撮影技術および核医学撮像技術の中から選択
された撮像方法により生成された、医学診断画像である
ことを特徴とする請求項１に記載の画像診断方法。 - 【請求項３】 前記空間的および時間的に崩壊させる工
程は、 第１に、対応するボクセル位置についての最大ボクセル
値および最小ボクセル値から選択された基準に従って、
ボクセル値の上記複数の３次元配列を時間的に崩壊させ
て、時間的に崩壊したボクセル値の３次元配列を生成
し、第２に、前記選択された基準に従って、前記時間的
に崩壊したボクセル値の３次元配列を選択された方向に
投影して、２次元画像を生成する（ａ）工程、および、 第１に、対応するボクセル位置についての最大ボクセル
値および最小ボクセル値から選択された基準に従って、
前記時間的に置換されたボリューム画像のそれぞれを選
択された方向に空間的に投影して、時間的に置換された
複数の２次元画像を生成し、第２に、前記選択された基
準に従って、前記複数の２次元画像を時間的に崩壊させ
て、空間的および時間的に崩壊した２次元画像を生成す
る（ｂ）工程のうち１つの工程を含む、ことを特徴とす
る請求項１または請求項２に記載の画像診断方法。 - 【請求項４】 造影剤が前記関心領域に存在している際
に前記画像の少なくともいくつかが生成されるように、
前記画像を生成する前に、前記関心領域に前記造影剤を
投与する工程をさらに具備することを特徴とする請求項
１から請求項３のいずれかに記載の画像診断方法。 - 【請求項５】 前記ボリューム画像が、タイムオブフラ
イト磁気共鳴アンジオグラフィック技術、および、位相
コントラスト磁気共鳴アンジオグラフィック技術のうち
１つの技術を用いて、生成されることを特徴とする請求
項１から請求項４のいずれかに記載の画像診断方法。 - 【請求項６】 前記時間的に置換されたボリューム画像
が生成される間、監視された肉体的な動きに従って、前
記関心領域からデータを取得することを制御する工程を
さらに具備することを特徴とする請求項１から請求項５
のいずれかに記載の画像診断方法。 - 【請求項７】 前記関心領域の１つ以上のボクセル位置
について時間経過情報を記録する工程であって、前記時
間経過情報が、血液流量率情報、脈管壁の変化情報、造
影剤の伝搬情報、および造影剤のピーク到着時間情報の
うち少なくとも１つの情報を含む工程をさらに具備する
ことを特徴とする請求項１から請求項６のいずれかに記
載の画像診断方法。 - 【請求項８】 それぞれがボクセル値の３次元配列によ
り描かれた、関心領域についての時間的に置換された複
数のボリューム画像（１３０−１３４）を生成する手段
（１１４、１２２、１２４）と、 選択された基準に従って、ボクセル値の複数の３次元配
列を空間的および時間的に崩壊させる手段であって、空
間的および時間的に崩壊した２次元画像を生成する手段
（１４０、１４６、２４０、２４６）と、を具備するこ
とを特徴とする画像診断装置。 - 【請求項９】 前記崩壊させる手段は、 時間的に補正された複数の画像を、時間的に崩壊しあ単
一の画像に崩壊させる時間経過投影プロセッサ（１４
０、２４０）と、 ボリューム画像から空間的に投影された２次元画像を生
成する空間投影プロセッサ（１４６、２４６）と、を含
み、 前記時間経過投影プロセッサおよび前記空間投影プロセ
ッサのうち第１プロセッサは、再構築プロセッサに接続
され、前記時間経過投影プロセッサおよび前記空間投影
プロセッサのうち第２プロセッサは、時間的に崩壊され
かつ空間的に投影された２次元画像を生成する前記第１
プロセッサに接続されている、ことを特徴とする請求項
８に記載の画像診断装置。 - 【請求項１０】 前記生成する手段は、 試験領域（１０４）に磁場を生成する磁石（１０２）
と、 前記試験領域にある選択された磁気双極子に磁気共鳴を
励起させ操作する無線周波数トランスミッタ（１１０）
と、 前記試験領域を横切る磁場勾配を選択的に形成する勾配
磁場コイル（１０８）と、 前記無線周波数の磁気共鳴信号を受信および復調する受
信器（１１４）と、 複数の補正時間に対応した、関心領域についての複数の
ボリューム画像を生成する再構築プロセッサ（１２４）
と、を含むことを特徴とする請求項８または請求項９の
いずれかに記載の画像診断装置。
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