JPH0576517A - 磁気共鳴イメージング装置における投影処理方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】本発明の目的は、ボクセルサイズが従来と同じ
３次元データ、すなわち収集データ数が同じ３次元デー
タを用いて、空間的に密な３次元画像データから精度の
よい投影像を得ることができる投影処理方法を提供する
ことである。 【構成】本発明による投影処理方法は、磁気共鳴イメー
ジング装置で３次元フーリエ変換法に基づいて被検体の
３次元領域から３次元データを収集する第１の手順Ｓ２
と、第１の手順Ｓ１で得た３次元データに３次元フーリ
エ変換による再構成処理を施し３次元画像データを得る
第２の手順Ｓ３と、この３次元画像データの全部又は一
部に対してフーリエ変換法におけるシフト定理に基づく
処理を施す第３の手順と、前記第３の手順で得られたデ
ータに対して投影処理を施し２次元の投影像を得る第４
の手順Ｓ１０とを具備することを特徴とする磁気共鳴イ
メージング装置における投影処理方法。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴（ＭＲ；magn
etic resonance）現象を利用して被検体（生体）内の所
望の３次元領域の形態情報やスペクトロスコピー等の機
能情報を得、その情報を基に投影像を得る磁気共鳴イメ
ージング装置における投影処理方法に関する。

【従来の技術】充填 磁気共鳴現象は、静磁場中に置かれた零でないスピン及
び磁気モーメントを持つ原子核が特定の周波数の電磁波
のみを共鳴的に吸収・放出する現象である。

【０００２】この現象を利用して、生体診断を行う装置
は、共鳴吸収の後に誘起される前記原子核に特定の周波
数と同じ周波数の電磁波を信号処理して、原子核密度、
縦緩和時間、横緩和時間、流れ、化学シフト等の磁気共
鳴パラメータが反映された診断情報、例えば被検体のス
ライス像等を無侵襲で得るようにしている。

【０００３】そして、磁気共鳴による診断情報の収集
は、静磁場中に配置した被検体の全部位を励起して且つ
信号収集できるものであるが、装置構成上の制約やイメ
ージング像の臨床上の要請から、実際の装置としては特
定の部位に対して、励起とその信号収集とを行い得るよ
うにしている。

【０００４】この場合、イメージング方法としては位相
エンコード法である２次元フーリエ変換法（２ＤＦＴ
法）や３次元フーリエ変換法（３ＤＦＴ法）が多用され
ている。２次元フーリエ変換法によれば、被検体の特定
の２次元面（ある厚みを持つ；スライス厚）からのＮＭ
Ｒ信号、つまり２次元データを収集することができ、３
次元フーリエ変換法によれば、被検体の特定の３次元領
域からのＮＭＲ信号、つまり３次元データ（ボリューム
データ）を収集することができる。

【０００５】そして、上記２次元データに対して、２次
元離散的フーリエ変換（２Ｄ−ＤＦＴ）処理することに
より２次元画像データが得られ、また、３次元データに
対して３次元離散的フーリエ変換（３Ｄ−ＤＦＴ）処理
することにより３次元画像データが得られる。ここで、
互いに隣接する複数の２次元画像データを複数枚並べる
如く構成（記憶）することにより３次元画像データと同
様のデータ（このデータも「３次元画像データ」と見な
す）を得ることができる。

【０００６】この３次元画像データに対して、画像処
理、例えば最大値投影法、単純加算投影法等の投影法を
用いて、投影処理することにより２次元の投影像を得る
ことができる。なお、３次元画像データとして血管強調
の撮影条件により得られたものを用いれば、血管の強調
された投影像（ＭＲアンギオ投影像）を得ることができ
る。

【０００７】図１０は、このＭＲアンギオ投影像の作成
手順を理解が容易なように２次元モデルで示した図であ
る。この場合、対象物である血管（斜線部）を含む原像
から得たＮＭＲ信号に対して２次元離散的フーリエ変換
による再構成処理を施し、再構成イメージ（２次元画像
データ）が得られる。ここでは、この再構成イメージに
対して線形補間処理を施し空間的に密な画像データを
得、より精度の向上したディスプレイイメージ（表示画
像）を得ている。

【０００８】しかし、この線形補間処理を施したとして
も、このディスプレイイメージには、極細な血管の形状
はモザイク状に表示されたり、断列して表示されたり等
の欠点があり、その診断精度は非常に低いものである。
断列の影響は投影処理にて得られる投影イメージの場合
にも存在する。なお図示した投影像はディスプレイイメ
ージに対し横方向から最大値投影法を用いて投影して得
たものである。この欠点は、該血管の幅と、再構成の際
のピクセルサイズとの関係に起因する。すなわち、該血
管の幅が、ピクセルサイズに比較し小さい場合、あるい
は同等程度である場合にこの欠点が顕著になる。

【０００９】この欠点は、３次元データを再構成する場
合にも同様である。すなわち、血管の大きさがボクセル
サイズに対し比較的微小である場合、あるいは同等程度
である場合に、再構成像上で該血管がモザイク状に表現
されたり、断列して表現されたりし、さらにその再構成
像を用いて作成した投影像等の画像上においても該血管
の形状がモザイク状に表示されたり、断列して表示され
たり等欠点が顕著になる。図１１は、血管強調処理を施
した３次元画像データに対してスライス面に垂直な方向
から投影して得た血管投影像の一例であり、図１２は、
スライス面に平行な方向から投影して得た血管投影像の
一例である。これらの投影像から上述した欠点の様子が
よく伺える。さらに、図１２に示したスライス面に平行
な方向から投影して得た血管投影像には、各スライス間
に線形補間を施し、中間データを作成しているために、
そのスライス方向に縞状のアーチファクトが発生してい
る。

【００１０】なお、ボクセルサイズを限りなく微小にす
れば高精度の画像を得ることができるが、その場合は、
当然ボクセルサイズの微小化に伴って収集するデータ総
数が増加し、それに伴って、データ収集に要する時間、
及びデータ処理時間が増加することとなり、ＳＮ比が低
下するため、実用上不可能である。

【００１１】

【発明が解決しようとする課題】そこで、本発明の目的
は、ボクセルサイズが従来と同じ３次元画像データを用
いて、その３次元画像データに対しフーリエ変換におけ
るシフト定理に基づく処理を施し、空間的に密な３次元
画像データに再構成し、その空間的に密な３次元画像デ
ータから精度のよい投影像を得ることができる投影処理
方法を提供することである。

【００１２】

【課題を解決するための手段】請求項１の発明に係る磁
気共鳴イメージング装置における投影処理方法は、磁気
共鳴イメージング装置で３次元フーリエ変換法に基づい
て被検体の３次元領域から３次元データを収集する第１
の手順と、前記第１の手順で得た３次元データに３次元
フーリエ変換法に基づいた再構成処理を施し３次元画像
データを得る第２の手順と、この３次元画像データの全
部または一部に対してフーリエ変換法におけるシフト定
理に基づく処理を施す第３の手順と、前記第３の手順で
得られたデータに対して投影処理を施し２次元の投影像
を得る第４の手順とを具備することを特徴とする。

【００１３】請求項３の発明に係る磁気共鳴イメージン
グ装置における投影処理方法は、磁気共鳴イメージング
装置で２次元フーリエ変換法に基づいて被検体の３次元
領域内の互いに隣接するスライス面からの複数の２次元
データを収集する第１の手順と、前記第１の手順で得た
２次元データに２次元フーリエ変換法に基づいた再構成
処理を施し複数の２次元画像データを得る第２の手順
と、この複数の２次元画像データ個々に対してフーリエ
変換法におけるシフト定理に基づく処理を施す第３の手
順と、前記第３の手順で得られたデータに対して投影処
理を施し２次元の投影像を得る第４の手順とを具備する
ことを特徴とする。

【００１４】

【作用】請求項１の発明に係る磁気共鳴イメージング装
置における投影処理方法によれば、磁気共鳴イメージン
グ装置で３次元フーリエ変換法に基づいて被検体の３次
元領域から３次元データを収集し、前記第１の手順で得
た３次元データに３次元フーリエ変換法に基づいた再構
成処理を施し３次元画像データを得、この３次元画像デ
ータに対してフーリエ変換法におけるシフト定理に基づ
く処理を施し、前記第３の手順で得られたデータに対し
て投影処理を施し２次元の投影像を得ることができ、そ
の結果、ボクセルサイズが従来と同じ３次元画像デー
タ、すなわち収集データ数が同じ３次元データを用い
て、その３次元データに対しフーリエ変換におけるシフ
ト定理に基づく処理を施し、空間的に密な３次元画像デ
ータに再構成し、その空間的に密な３次元画像データか
ら精度のよい投影像を得ることができる。

【００１５】請求項３の発明に係る磁気共鳴イメージン
グ装置における投影処理方法によれば、磁気共鳴イメー
ジング装置で２次元フーリエ変換法に基づいて被検体の
３次元領域内の互いに隣接するスライス面からの複数の
２次元データを収集し、前記第１の手順で得た２次元デ
ータに２次元フーリエ変換法に基づいた再構成処理を施
し複数の２次元画像データを得、この複数の２次元画像
データ個々に対してフーリエ変換法におけるシフト定理
に基づく処理を施し、前記第３の手順で得られたデータ
に対して投影処理を施し２次元の投影像を得ることがで
き、その結果、ピクセルサイズが従来と同じ複数の２次
元画像データ、すなわち収集データ数が同じ複数の２次
元データを用いて、それら２次元データに対しフーリエ
変換におけるシフト定理に基づく処理を施し、空間的に
密な複数の２次元画像データに再構成し、その空間的に
密な複数の２次元画像データから精度のよい投影像を得
ることができる。

【００１６】

【実施例】以下、図面を参照しながら第１の実施例を説
明する。

【００１７】ここで、本発明に係る投影処理方法の説明
に先立って、ＭＲＩ装置における磁気共鳴信号（ＮＭＲ
信号：エコー信号やＦＩＤ信号）の収集について簡単に
説明する。図１は、一般的なＭＲＩ装置の概略的な構成
を示す図である。

【００１８】図１に示すように、ＭＲＩ装置は、被検体
Ｐを内部に収容することができるようになっているマグ
ネットアッセンブリとして、常電導又は超電導方式によ
る静磁場コイル１と、磁気共鳴信号の誘起部位の位置情
報付与のための傾斜磁場発生コイル２と、回転高周波磁
場（ＲＦパルス）を送信すると共に誘起された磁気共鳴
信号（ＮＭＲ信号：エコー信号やＦＩＤ信号）を検出す
るための送受信系である例えば送信コイルおよび受信コ
イルからなるプローブ３とを有している。

【００１９】そして、超電導方式であれば冷却供給制御
系を含むものであって、主として静磁場電源の通電制御
を行う静磁場制御系４、ＲＦパルスの送信制御を行う送
信器５、誘起ＭＲ信号の受信制御を行う受信器６、Ｘ，
Ｙ，Ｚ軸の傾斜磁場発生コイル２のそれぞれの励磁制御
を行うＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸傾斜磁場電源７，８，９、励起
およびデータ収集のためのパルスシーケンスを実地する
ことができるシーケンサ１０、これらを制御すると共に
検出信号の信号処理および本発明に係る投影処理方法を
含む画像処理を行うコンピュータシステム１１、表示装
置１２により構成されている。

【００２０】ここで、データ収集のためのパルスシーケ
ンスについて簡単に説明する。図２は、３次元フーリエ
変換法（以下「３ＤＦＴ法」と称する）におけるデータ
収集パルスシーケンスを示す図である。このパルスシー
ケンスには、９０度から１８０度パルス系列のＳＥ法
（パルス・スピン・エコー法）やこのＳＥ法の１８０度
パルスを傾斜磁場の反転にて置換えるようにしたＦＥ法
（グラディエント・フィールド・エコー法）を適用した
２次元フーリエ変換法に基づいた２次元データ収集法
や、このＳＥ法とＦＥ法とを３次元的に発展させた３次
元フーリエ変換法に基づいた３次元データ収集法があ
る。

【００２１】３次元データ収集法のシーケンスについて
説明する。まず、送信器５を駆動して、プローブ３の送
信コイルから事前に設定した３次元の励起領域を決定す
るＲＦパルスを加えると共に傾斜磁場電源７，８，９を
駆動して傾斜磁場発生コイル２からＸ，Ｙ，Ｚ軸それぞ
れに関する傾斜磁場ＧX ，ＧY ，ＧZ をスライス用傾斜
磁場Ｇs ，リード用傾斜磁場Ｇr ，位相エンコード用傾
斜磁場Ｇe としてそれらの強度を変えながら加え、前記
励起領域からのＮＭＲ信号をプローブ３の受信コイルに
より収集する。ここでは、スライス用傾斜磁場Ｇs の強
度をＮ_S 回，位相エンコード用傾斜磁場Ｇe の強度をＮ
_E 回変えて、リード用傾斜磁場Ｇｒを印加しながらＮ_R
点サンプリングすることにより、最終的に前記励起領域
の中のＮ_R ×Ｎ_E ×Ｎ_S マトリクスのデータを得る。例
えば、Ｎ_R を２５６点とし、Ｎ_Eを２５６点とし、Ｎ_S
を３２点とすると、２５６×２５６×３２個のＮＭＲ信
号が得られることになる。以上のように、前記３次元励
起領域から発生したＮ_R ×Ｎ_E ×Ｎ_S 個のＮＭＲ信号
（以下「３次元収集データ」と称する）が得られる。

【００２２】次に、この３次元データを用いたフーリエ
変換におけるシフト定理に基づく本実施例に係る投影処
理方法を含む画像処理について説明するが、その説明に
先立って、このフーリエ変換におけるシフト定理の概念
について、図６を用いて簡単に説明する。

【００２３】図６はこのシフト定理の概念について理解
が容易なように２次元モデルを用いて説明する図であ
る。なお、データ収集時の１ピクセルのサイズはｍ×ｎ
とし、血管Ｂとしてその幅がピクセルサイズと同等程度
なものを図示してある。関心部位の画像マトリクスをＭ
×Ｎであるものとする。なお、この図６は図１０（従
来）に対比させた図であり、本説明において図１０と比
較しながら説明する。図１０では原像から得た２次元収
集データに対し、通常の離散的フーリエ変換による再構
成処理を施し、再構成イメージ（２次元画像データ）を
得るが、本方法ではシフト定理に基づく処理を施し、そ
の処理を施したデータを用いて再構成処理し再構成イメ
ージ（３次元画像データ）を得る。概念的には、図１０
に示した再構成イメージの各ピクセル間の中間点におけ
る中間データを得、その中間データ（シフトデータ）と
もともとの再構成イメージとを用いて仮想的にＭ×Ｎの
正数倍、ここでは各方向に２倍（２・Ｍ×２・Ｎ）の再
構成データを得ようとするものである。ただし、このシ
フト定理を用いて再構成処理後の再構成データのピクセ
ルサイズは、シフト定理を用いないで得る再構成データ
のピクセルサイズ（ｍ×ｎ）と同等である。なお、断面
変換処理におけるシフトデータの有効性については、既
に以下の文献に詳記されている。特願平１−２０１４９
７、特開平２−１９１０７９、「IEEE Computor Graphi
cs & Applications 1990」“A Genaral Algorithm for
Oblique Image Reconstruction”D.kramerその他著，頁
６２〜頁６５。

【００２４】本実施例に係る投影処理方法についての説
明に戻る。図３は３次元データの収集から投影像作成ま
での手順を示した流れ図であり、図４は図３のステップ
Ｓ６およびＳ７に示した関心領域と直方体領域とを示す
図であり、図５は図３のステップＳ８に示した“０”充
填領域について示す図であり、図７は複数の投影方向を
示す図であり、図８は図７に示した一投影方向から得た
投影像の一例を示す図であり、図９は図７に示した他の
投影方向から得た投影像の一例を示す図である。

【００２５】まず、ステップＳ１でスタートすると、ス
テップＳ２において上述したようなＭＲＩ装置のデータ
収集によって所望のＮＭＲ信号収集領域からＮ_R ×Ｎ_E
×Ｎ_S 個のＮＭＲ信号、すなわちＮ_R ×Ｎ_E ×Ｎ_S マト
リクスの３次元収集データが得られる。本実施例の場合
には、血管像を強調するような撮影条件を用いてデータ
収集するものとする。

【００２６】そして、ステップＳ３において、ステップ
Ｓ２で得られた３次元データに対し、Ｎ_R ×Ｎ_E ×Ｎ_S
に関する３次元離散的フーリエ変換（３Ｄ−ＤＦＴ）に
基づく再構成処理を施し、ステップＳ４でＮ_R ×Ｎ_E ×
Ｎ_S マトリクスの３次元画像データが得られる。

【００２７】ステップＳ５において、図４に示したよう
に、３次元の関心領域Ｄ（斜線部）を指定する。なお、
この関心領域Ｄの指定は、ステップＳ４で得られた３次
元画像データに基づいて作成した他の画像、例えば２次
元スライス像等他の画像上で指定するものであってもも
ちろんよい。

【００２８】ステップＳ６において、ステップＳ５で指
定した関心領域Ｄを少なくとも含む図７に示したように
直方体領域Ｄ´を設定する。ここで、この直方体領域Ｄ
´を規定する３次元マトリクスをＮ_r ×Ｎ_e ×Ｎ_s とす
る。なお、関心領域Ｄを含む直方体領域Ｄ´を設定する
のは、本ステップＳ６につづく処理（ステップＳ７）に
おいて３次元離散的逆フーリエ変換処理の実行を可能に
するためである。なお、予め関心領域Ｄを直方体形状で
指定した場合には、本ステップＳ６を除外することもで
きる。ここで、関心領域Ｄの大きさに対する直方体領域
Ｄ´の設定の最適化について説明する。

【００２９】後述するステップＳ９でこの直方体領域Ｄ
´を用いて得る密なデータの端部付近には、ＮＭＲ信号
収集領域内であって直方体領域Ｄ´に含まれないデータ
の影響を受けてボケ、リンギング等のアーチファクト
（誤差）が発生し、そのアーチファクトは、ＮＭＲ信号
観測時の“観測信号の有限打切り”に起因して生じる。
そして、アーチファクトの発生レベルは、点拡がり関数
の畳み込み値Ｃに応じたものであることから、この畳み
込み値Ｃに基づいて関心領域Ｄの大きさに対する直方体
領域Ｄ´を設定する。畳み込み値Ｃに関する関数につい
て次に示す。 Ｃ（l,m,n ） ＝{sin(lπ)}／ lπ×{sin(mπ)}／ mπ×{sin(nπ)}／ nπ …（１） ただし、（l,m,n ）は、直方体領域Ｄ´内の端部付近の
ある一点（試算点）に関する座標であるとする。

【００３０】この式（１）を用いて、関心領域Ｄの端部
（関心領域Ｄと直方体領域Ｄ´との境界部）から試算点
までの距離（ボクセル数）を変化させながら、畳み込み
値（誤差レベル）Ｃの変化を見てみると次のようにな
る。

【００３１】すなわち、前記距離が１点（ボクセル）の
場合、畳み込み値（誤差レベル）Ｃは、最大で３１．８
％であり、前記距離が１０点（ボクセル）の場合、畳み
込み値（誤差レベル）Ｃは、最大３．２％であり、前記
距離が３０点（ボクセル）の場合、畳み込み値（誤差レ
ベル）Ｃは、最大１．１％である。ここで、{sin(lπ)}
／ lπの絶対値は常に１／ lπ以下であるので、畳み込
み値（誤差レベル）Ｃの上限を１／ lπとすると、関心
領域Ｄの端部から前記距離が１０点（ボクセル）以下の
点を少なくとも含めるように直方体領域Ｄ´の範囲を設
定すれば、畳み込み値（誤差レベル）Ｃを３％程度に抑
えることができる。なお、畳み込み値（誤差レベル）Ｃ
が３％程度であれば、診断上重大な影響を受けることは
ない。

【００３２】次に、ステップＳ７で直方体領域Ｄ´に対
し離散的逆フーリエ変換処理を施す。このステップＳ７
で得られたＮ_r ×Ｎ_e ×Ｎ_s マトリクスサイズの直方体
領域データをＤT とする。

【００３３】ステップＳ８について説明する。ステップ
Ｓ８では、ステップＳ７で得られたＮ_r ×Ｎ_e ×Ｎ_s マ
トリクスサイズの直方体領域Ｄ´の所望の周辺領域に零
（０）データを充填して、Ｌ・Ｎ_r×Ｍ・Ｎ_e ×Ｎ・Ｎ
_s マトリクス（フーリエ変換領域Ｄ''）のフーリエ変換
領域データＤTTを作成する。図５は、直方体領域データ
ＤT と、フーリエ変換領域データＤTTとの関係について
示した図であり、フーリエ変換領域Ｄ''内且つ直方体領
域Ｄ´外の領域が零（０）データを充填する領域であ
る。ここでは、フーリエ変換領域データＤTTを直方体領
域データＤT のＸ，Ｙ，Ｚ軸に各２倍の範囲とする。こ
の結果、最終的に得られる投影像の精度は２倍レベルに
向上する。この直方体領域データＤT に対するフーリエ
変換領域データＤTTの割合を変えることによって、投影
像の精度を様々に向上させることができる。

【００３４】そして、ステップＳ９において、ステップ
Ｓ８で作成したフーリエ変換領域データＤTTの２・Ｉ_r
×２・Ｉ_e ×２・Ｉ_s 点のデータに関して離散的フーリ
エ変換（ＤＦＴ）処理を施し、投影処理の対象である３
次元画像データを得る。ステップＳ６、ステップＳ７、
ステップＳ８、ステップＳ９における一連の処理は、フ
ーリエ変換におけるシフト定理を用いた処理と等価な処
理であり、この一連の処理によって得られた３次元画像
データを、直方体領域データＤT の中間点をフーリエ変
換におけるシフト定理を用いて計算して得たデータと等
価なものである。

【００３５】なお、逆フーリエ変換領域（直方体領域）
データＤT やフーリエ変換領域データＤTTのマトリクス
サイズを、２のべき乗サイズに設定すれば、高速フーリ
エ変換を用いることができ、ステップＳ７およびステッ
プＳ９における処理を高速化できる。

【００３６】ステップＳ１０において、ステップＳ９で
離散的フーリエ変換（ＤＦＴ）処理を施し得た投影処理
の対象である３次元画像データの内ステップＳ５で指定
した関心領域に対応するデータに対して、投影処理を施
し、データ収集時のボクセルサイズに応じない高精度の
投影像を得、ステップＳ１１において本処理を終了す
る。なお、この投影処理は、上述したように最大値投影
法、単純加算投影法、その他の投影法の中のいずれかの
投影法を適宜選択すればよい。

【００３７】ここで、実際に本実施例方法を適用して得
た投影像（図８，図９）と、従来の方法により得た投影
像（図１１，図１２）とを比較する。図８〜図１２はい
ずれも同一のデータ収集条件、すなわち0.8mm ×0.8mm
×1.6mm のボクセルサイズ、256 ×256 ×32のマトリク
スサイズでデータ収集して得た３次元画像データを用い
て得た投影像である。図８と図１１はともに３次元画像
データの上方（スライス面に垂直な方向）から投影して
得た像、すなわち図７における投影像Ｐ₁ であり、図９
と図１２はともに３次元画像データの横方向（スライス
面に平行な方向）から投影して得た像、すなわち図７に
おける投影像Ｐ₂ である。本実施例方法による投影像
（図８，図９）は、従来の方法による投影像（図１１，
図１２）に比較し、血管の連続性を十分表現し得ている
ことが伺え、さらに横方向から投影した像、すなわち図
９と図１２とを比較すると、従来の方法で発生していた
スライス方向への縞状のアーチファクトが激減している
ことが伺える。

【００３８】以上のように、従来はデータ収集時のボク
セルサイズに応じた比較的低精度の投影像しか得られな
かったが、本実施例方法によれば、データ収集時のボク
セルサイズに応じない比較的高精度の投影像を得ること
ができる。

【００３９】なお、本実施例方法によるアーチファクト
の低減の程度は、人為的な作業部分に影響され変動する
ものではなく、フーリエ変換におけるシフト定理の特性
によって常に一定の効果が保証されるものであり、さら
にそのシフト定理に準じた処理の過程において新たなア
ーチファクトが発生することはない。ただ、処理データ
数が増加するために処理時間が増加してしまうが、これ
は関心領域を十分絞り込んで最小限に指定することによ
って十分対応することができる。

【００４０】次に、第２の実施例について説明する。本
実施例では、シフト定理の利用において、先の実施例で
はシフト定理に基づく処理と等価な処理、具体的には図
３に示したステップＳ８の処理を行っていたが、本実施
例ではこのステップＳ８においてシフト定理を直接使用
する処理を行う。以下にこの処理に用いる数式について
を示す。この数式は、直方体領域Ｄ´のＮ_r ×Ｎ_e×Ｎ
_s マトリクスデータ（３次元画像データ）ＤT を、例え
ばＸ軸方向にα、Ｙ軸方向にβ、Ｚ軸方向にγだけシフ
トして得られるＮ_r ×Ｎ_e ×Ｎ_s マトリクスのシフトデ
ータＦＤTを得ることを内容とする。なお、「（l,m,
n,）」は直方体領域データＤT の中のある座標点を示し
ており、「ｉ」は虚数単位とする。 ＦＤT （l,m,n,）

【００４１】 ＝ＤT （l,m,n,）×exp ｛２πｉ（αl/Ｎ_r ＋βm/Ｎ_e ＋γn/Ｎ_s ）｝ …（２）

【００４２】この式（２）による計算を直方体領域デー
タＤT の全てのデータについて行ったものをＦＤT とす
る。Ｘ軸方向にα、Ｙ軸方向にβ、Ｚ軸方向にγだけシ
フトしたＮ_r ×Ｎ_e ×Ｎ_s マトリクスのシフトデータＩ
ＦＤT は、シフトデータＦＤT に対してステップＳ９に
おける離散的フーリエ変換（ＤＦＴ）処理することによ
り得られる。第１の実施例の画像データを得るにはＸ，
Ｙ，Ｚ軸方向への各シフト量を変えながら、８種類のシ
フトデータＩＦＤT を得る。この８種類のシフトデータ
ＩＦＤT の取り方は以下の通りである。

【００４３】すなわち、シフトしない３次元画像データ
ＩＦＤT と、すなわちＤ´そのものと、Ｄ´をＸ軸方向
にボクセル辺長の１／２だけシフトした第１のＩＦＤT
⁽¹⁾ と、Ｄ´をＹ軸方向にボクセル辺長の１／２だけシ
フトした第２のＩＦＤT ⁽²⁾ と、Ｚ軸方向にボクセル辺
長の１／２だけシフトした第３のＩＦＤT ⁽³⁾ と、Ｄ´
をＸ，Ｙ軸方向にそれぞれボクセル辺長の１／２だけシ
フトした第４のＩＦＤT ⁽⁴⁾ と、Ｄ´をＸ，Ｚ軸方向に
それぞれボクセル辺長の１／２だけシフトした第５のＩ
ＦＤT ⁽⁵⁾ と、Ｄ´をＹ，Ｚ軸方向にそれぞれボクセル
辺長の１／２だけシフトした第６のＩＦＤT ⁽⁶⁾ と、Ｄ
´をＸ，Ｙ，Ｚ軸方向にそれぞれボクセル辺長の１／２
だけシフトした第７のＩＦＤT ⁽⁷⁾ とである。これら別
個に得た８種類の３次元画像データＩＦＤT の和集合デ
ータが、第１の実施例方法のステップＳ１０における投
影処理の対象である３次元画像データとなる。本実施例
方法によっても第１の実施例方法と同様な効果を奏する
ことができる。

【００４４】なお、第１の実施例方法と、第２の実施例
方法とを比較すると、ＤＦＴ処理の計算量は第２の実施
例方法の方が優れているが、データの取扱いの容易さに
関しては第１の実施例方法が優れている。そこで、第１
の実施例方法と、第２の実施例方法のいずれを採用する
かは、計算機のアーキテクチャ、ソフトウエアの構成に
応じて選択すればよい。

【００４５】本発明は、上記実施例に限定されるもので
はない。例えば、上記実施例では、３次元フーリエ変換
法に基づいた３次元データ収集法によって３次元領域か
ら得た３次元データを用いるものであるが、２次元フー
リエ変換法に基づいた２次元データ収集法によって３次
元領域から得た複数の２次元データ（スライスデータ）
を用いてもよい。この場合には、３次元のフーリエ変換
処理、あるいは逆フーリエ変換処理を２次元のフーリエ
変換処理、あるいは逆フーリエ変換処理に変更すること
により対応することができる。だたし、この場合は、フ
ーリエ変換のシフト定理は、スライスデータの面内２次
元の範囲でのみにしか適用できないことから、Ｘ軸、Ｙ
軸方向には精度が向上するがＺ軸方向に関する精度は向
上しない。なお、関心領域等の設定はすべて２次元上で
行うことになることから、各スライス像上の位置関係を
相関させることによって、各スライス像の同一位置で関
心領域等の設定できるようにすることが望ましい。

【００４６】

【発明の効果】以上説明したように請求項１に係る発明
によれば、ボクセルサイズが従来と同じ３次元データ、
すなわち収集データ数が同じ３次元データを用いて、そ
の３次元データに対しフーリエ変換におけるシフト定理
に基づく処理を施し、空間的に密な３次元画像データに
再構成し、その空間的に密な３次元画像データから精度
のよい投影像を得ることができる。

【００４７】また以上説明したように請求項３に係る発
明によれば、ピクセルサイズが従来と同じ複数の２次元
データ、すなわち収集データ数が同じ複数の２次元デー
タを用いて、それら２次元データに対しフーリエ変換に
おけるシフト定理に基づく処理を施し、空間的に密な複
数の２次元画像データに再構成し、その空間的に密な複
数の２次元画像データから精度のよい投影像を得ること
ができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】一般的な磁気共鳴イメージング装置の構成を示
すブロック図。

【図２】３次元フーリエ変換法に応じたデータ収集パル
スシーケンスを示す図。

【図３】第１の実施例に係る３次元データの収集から投
影像作成までの手順を示した流れ図。

【図４】図３のステップＳ６およびＳ７に示した関心領
域と直方体領域との関係を示す図。

【図５】図３のステップＳ８に示した“０”充填領域に
ついて示す図。

【図６】本発明であるシフト定理を利用して得られる画
像データを基にしたＭＲアンギオ像の作成手順を理解が
容易なように２次元モデルを用いて説明する図。

【図７】複数の投影方向を示す図。

【図８】図７に示した一投影方向から得た投影像の一例
を示す図。

【図９】図７に示した他の投影方向から得た投影像の一
例を示す図。

【図１０】従来のＭＲアンギオ像の作成手順を理解が容
易なように２次元モデルで示した図。

【図１１】従来方法を用いて頭部上方から投影して得た
頭部のＭＲアンギオ投影像の一例を示す図。

【図１２】従来方法を用いて頭部側方から投影して得た
頭部のＭＲアンギオ投影像の一例を示す図。

【符号の説明】

１…静磁場コイル、２…Ｘ，Ｙ，Ｚ軸の傾斜磁場発生コ
イル、３…プローブ、４…静磁場制御系、５…送信器、
６…受信器、７…Ｘ軸傾斜磁場電源、８…Ｙ軸傾斜磁場
電源、９…Ｚ軸傾斜磁場電源、１０…シーケンサ、１１
…コンピュータシステム、１２…表示装置、１３…プロ
セッサ。

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 磁気共鳴イメージング装置で３次元フー
   リエ変換法に基づいて被検体の３次元領域から３次元デ
   ータを収集する第１の手順と、 前記第１の手順で得た３次元データに３次元フーリエ変
   換法に基づいた再構成処理を施し３次元画像データを得
   る第２の手順と、 この３次元画像データの全部または一部に対してフーリ
   エ変換法におけるシフト定理に基づく処理を施す第３の
   手順と、 前記第３の手順で得られたデータに対して投影処理を施
   し２次元の投影像を得る第４の手順とを具備することを
   特徴とする磁気共鳴イメージング装置における投影処理
   方法。
2. 【請求項２】 前記第３の手順は、前記第２の手順で得
   た前記３次元画像データの中の関心領域を含む直方体領
   域のデータに３次元逆フーリエ変換して得られるデータ
   の周辺の所定の領域に零データを充填する手順と、この
   ３次元データに対してフーリエ変換処理を施す手順とを
   有することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメ
   ージング装置における投影処理方法。
3. 【請求項３】 磁気共鳴イメージング装置で２次元フー
   リエ変換法に基づいて被検体の３次元領域内の互いに隣
   接するスライス面からの複数の２次元データを収集する
   第１の手順と、 前記第１の手順で得た２次元データに２次元フーリエ変
   換法に基づいた再構成処理を施し複数の２次元画像デー
   タを得る第２の手順と、 この複数の２次元画像データ個々に対してフーリエ変換
   法におけるシフト定理に基づく処理を施す第３の手順
   と、 前記第３の手順で得られたデータに対して投影処理を施
   し２次元の投影像を得る第４の手順とを具備することを
   特徴とする磁気共鳴イメージング装置における投影処理
   方法。
4. 【請求項４】 前記第３の手順は、前記第２の手順で得
   た前記２次元画像データの中の関心領域を含む長方形領
   域のデータに２次元逆フーリエ変換して得られるデータ
   の周辺の所定の領域に零データを充填する手順と、この
   ２次元データに対してフーリエ変換処理を施す手順とを
   有することを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴イメ
   ージング装置における投影処理方法。