JPH0594540A - 三次元データから二次元画像を作成するための投影方法 - Google Patents
三次元データから二次元画像を作成するための投影方法Info
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- JPH0594540A JPH0594540A JP5581592A JP5581592A JPH0594540A JP H0594540 A JPH0594540 A JP H0594540A JP 5581592 A JP5581592 A JP 5581592A JP 5581592 A JP5581592 A JP 5581592A JP H0594540 A JPH0594540 A JP H0594540A
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Abstract
(57)【要約】
被検者の体積から三次元磁気共鳴（ＭＲ）流体流画像を
収集し、それから高コントラスト、低雑音二次元画像を
構成する方法は三次元ＭＲ造影技術から得られる三次元
データ体積を介して投射された投影線に沿ったボクセル
値の統計的計算、および投影射線に沿った各ボクセルに
対するデータの投影平均から重み付けされた差を加算す
ることでデータを投影画像に変換することにより行われ
る。次に、データが正規化され、すべての投影射線に対
して反復することにより一組の投影値が得られ、これが
二次元ディスプレイ装置上に表示される。
収集し、それから高コントラスト、低雑音二次元画像を
構成する方法は三次元ＭＲ造影技術から得られる三次元
データ体積を介して投射された投影線に沿ったボクセル
値の統計的計算、および投影射線に沿った各ボクセルに
対するデータの投影平均から重み付けされた差を加算す
ることでデータを投影画像に変換することにより行われ
る。次に、データが正規化され、すべての投影射線に対
して反復することにより一組の投影値が得られ、これが
二次元ディスプレイ装置上に表示される。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は一般に磁気共鳴造影信号
処理に関するものであり、更に詳しくは統計的操作を使
って三次元磁気共鳴造影または固定組織データを二次元
画像に変形する方法であって、その際に雑音を減らした
りコントラストを増大する方法に関するものである。
処理に関するものであり、更に詳しくは統計的操作を使
って三次元磁気共鳴造影または固定組織データを二次元
画像に変形する方法であって、その際に雑音を減らした
りコントラストを増大する方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】血管などの磁気共鳴造影のための既知の
技術には、体積または順次スライス取得により、三次元
の空間分解能でデータセットを作成する方法が含まれ
る。これらの技術では、飛行時間効果または運動誘起位
相シフトを使って流れコントラストを作成する。このと
き実際的な実時間三次元ディスプレイ技術（たとえばホ
ログラフィックビデオ）で利用できるものがないので、
放射線医が見やすいようにこのデータが二次元空間に変
形される。これは一般に順次ビュー角度で一連の投影画
像を生成することによって行われてきた。次にこれらの
画像をディスプレイ画面上に早いシーケンスで繰り返し
ディスプレイすることにより、観測者に血管構造の三次
元の印象を与える。大量のデータを介して射線追跡（ra
y trace ）により投影画像が作成される。この場合には
ある所定の方法を使って、投影された画素値が各射線か
ら計算される。位相コントラストデータの場合、可能な
限りデータの定量的な性質を維持することが望ましい。
技術には、体積または順次スライス取得により、三次元
の空間分解能でデータセットを作成する方法が含まれ
る。これらの技術では、飛行時間効果または運動誘起位
相シフトを使って流れコントラストを作成する。このと
き実際的な実時間三次元ディスプレイ技術（たとえばホ
ログラフィックビデオ）で利用できるものがないので、
放射線医が見やすいようにこのデータが二次元空間に変
形される。これは一般に順次ビュー角度で一連の投影画
像を生成することによって行われてきた。次にこれらの
画像をディスプレイ画面上に早いシーケンスで繰り返し
ディスプレイすることにより、観測者に血管構造の三次
元の印象を与える。大量のデータを介して射線追跡（ra
y trace ）により投影画像が作成される。この場合には
ある所定の方法を使って、投影された画素値が各射線か
ら計算される。位相コントラストデータの場合、可能な
限りデータの定量的な性質を維持することが望ましい。
【０００３】最も容易に理解できる投影方法は投射され
た各射線に沿ってすべての体積画素（すなわちボクセ
ル）値の平均を求めることである。都合の悪いことに、
これにより得られる画像は血管のコントラストが低く、
細かい特徴と血管の検出が貧弱になる。抑圧されない固
定組織からの信号を常に含んでいる飛行時間データの場
合には特にそうである。その理由は、データ体積の中で
血管がまばらであり、射線に沿った総雑音および背景信
号の一方または両方がその射線に沿った総流れ信号と同
等またはそれよりずっと大きくなることがあるからであ
る。良好な血管コントラストを得るため、各射線に沿っ
た最大のボクセル値の投影が選択の方法となった。これ
についてはダムリン、スーザ、ウォーカー、およびウェ
ーグルによる論文、「三次元位相コントラスト造影法」
（Ｄｕｍｏｕｌｉｎ，Ｃ．Ｌ．，Ｓｏｕｚａ，Ｓ．
Ｐ．，Ｗａｌｋｅｒ，Ｍ．Ｆ．，ａｎｄ Ｗａｇｌｅ，
Ｗ．，”Ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｐｈａ
ｓｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ ａｎｇｉｏｇｒａｐｈ
ｙ，”，Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．，１９８９）
およびダイナミック・カーディオバスキュラ・イメージ
ング所載のアーマタ、マサリク、モディック他による論
文、「３ＤＦＴ飛行時間磁気共鳴造影法」（Ａｒｍａｔ
ｕｒ，Ｓ．Ｃ．，Ｍａｓａｒｙｋ，Ｔ．Ｊ．，Ｍｏｄｉ
ｃ，Ｍ．Ｔ．，ｅｔ ａｌ．，”３ＤＦＴ ｔｉｍｅ−
ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａ
ｎｃｅ ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ，” Ｄｙｎａｍｉｃ
Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ，
２．１７０，１９８９）に述べられている。この方法は
一般に最大強さ投影（ＭＩＰ−Ｍａｘｉｍｕｍ Ｉｎｔ
ｅｎｓｉｔｙＰｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法として知られて
いる。ＭＩＰ法では投影射線に沿った最大ボクセル値を
使用し、その射線に沿った残りのボクセル値を捨てる。
一つ以上の血管を実際に捕らえる各射線に沿って、投影
される画素に寄与するボクセルだけが血管の中にあるの
で、コントラストが非常に良い。あいにくＭＩＰにはい
くつかの欠点がある。ＭＩＰ法では各射線に沿って一つ
のボクセルだけが保持されるので、取得されたデータが
効率的に使用されない。これが特に当てはまるのは血管
が多数のボクセルを超えて伸びる場合であり、血管の信
号対雑音比を改善するために血管に対する平均が用いら
れることもある。ＭＩＰ法では血管に対するコントラス
トが失われる傾向があり、壁の近くでは強い信号となる
が、血管の軸近くでは弱い信号となる。この状況が位相
コントラストＭＲ造影で生じるのは血管の中心での速度
が最大値を超えたときであり、この場合印加される流れ
符号化により単調増加する信号が作成される。ＭＩＰ法
では真の病理上の特徴がぼんやりすることもある。たと
えば、これが生じるのは狭窄障害によって血管壁がゆが
められているときであり、障害はプロフィールにディス
プレイされないで視線に沿って現れる。取得されたデー
タを投影データに変換するときに可能な最大量の情報を
保持しつつ、アーチファクト特徴を導入せず、実際の特
徴を殆ど捨てない投影方法が必要とされる。
た各射線に沿ってすべての体積画素（すなわちボクセ
ル）値の平均を求めることである。都合の悪いことに、
これにより得られる画像は血管のコントラストが低く、
細かい特徴と血管の検出が貧弱になる。抑圧されない固
定組織からの信号を常に含んでいる飛行時間データの場
合には特にそうである。その理由は、データ体積の中で
血管がまばらであり、射線に沿った総雑音および背景信
号の一方または両方がその射線に沿った総流れ信号と同
等またはそれよりずっと大きくなることがあるからであ
る。良好な血管コントラストを得るため、各射線に沿っ
た最大のボクセル値の投影が選択の方法となった。これ
についてはダムリン、スーザ、ウォーカー、およびウェ
ーグルによる論文、「三次元位相コントラスト造影法」
（Ｄｕｍｏｕｌｉｎ，Ｃ．Ｌ．，Ｓｏｕｚａ，Ｓ．
Ｐ．，Ｗａｌｋｅｒ，Ｍ．Ｆ．，ａｎｄ Ｗａｇｌｅ，
Ｗ．，”Ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｐｈａ
ｓｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ ａｎｇｉｏｇｒａｐｈ
ｙ，”，Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．，１９８９）
およびダイナミック・カーディオバスキュラ・イメージ
ング所載のアーマタ、マサリク、モディック他による論
文、「３ＤＦＴ飛行時間磁気共鳴造影法」（Ａｒｍａｔ
ｕｒ，Ｓ．Ｃ．，Ｍａｓａｒｙｋ，Ｔ．Ｊ．，Ｍｏｄｉ
ｃ，Ｍ．Ｔ．，ｅｔ ａｌ．，”３ＤＦＴ ｔｉｍｅ−
ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａ
ｎｃｅ ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ，” Ｄｙｎａｍｉｃ
Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ，
２．１７０，１９８９）に述べられている。この方法は
一般に最大強さ投影（ＭＩＰ−Ｍａｘｉｍｕｍ Ｉｎｔ
ｅｎｓｉｔｙＰｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法として知られて
いる。ＭＩＰ法では投影射線に沿った最大ボクセル値を
使用し、その射線に沿った残りのボクセル値を捨てる。
一つ以上の血管を実際に捕らえる各射線に沿って、投影
される画素に寄与するボクセルだけが血管の中にあるの
で、コントラストが非常に良い。あいにくＭＩＰにはい
くつかの欠点がある。ＭＩＰ法では各射線に沿って一つ
のボクセルだけが保持されるので、取得されたデータが
効率的に使用されない。これが特に当てはまるのは血管
が多数のボクセルを超えて伸びる場合であり、血管の信
号対雑音比を改善するために血管に対する平均が用いら
れることもある。ＭＩＰ法では血管に対するコントラス
トが失われる傾向があり、壁の近くでは強い信号となる
が、血管の軸近くでは弱い信号となる。この状況が位相
コントラストＭＲ造影で生じるのは血管の中心での速度
が最大値を超えたときであり、この場合印加される流れ
符号化により単調増加する信号が作成される。ＭＩＰ法
では真の病理上の特徴がぼんやりすることもある。たと
えば、これが生じるのは狭窄障害によって血管壁がゆが
められているときであり、障害はプロフィールにディス
プレイされないで視線に沿って現れる。取得されたデー
タを投影データに変換するときに可能な最大量の情報を
保持しつつ、アーチファクト特徴を導入せず、実際の特
徴を殆ど捨てない投影方法が必要とされる。
【０００４】
【発明の目的】本発明の一つの目的は被検者の体積から
の三次元磁気共鳴（ＭＲ−ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓ
ｏｎａｎｃｅ）流体流データから高コントラスト、低雑
音の二次元画像を構成することである。本発明のもう一
つの目的はイメージング対象の構造相互間のコントラス
トを変えることにより、互いに異なる構造をより見やす
くすることである。
の三次元磁気共鳴（ＭＲ−ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓ
ｏｎａｎｃｅ）流体流データから高コントラスト、低雑
音の二次元画像を構成することである。本発明のもう一
つの目的はイメージング対象の構造相互間のコントラス
トを変えることにより、互いに異なる構造をより見やす
くすることである。
【０００５】本発明のもう一つの目的はＭＲデータを修
正することにより、ＭＲデータ固有の異なる型の雑音を
減らすことである。本発明のもう一つの目的は三次元Ｍ
Ｒ固定組織データから投影画像を構成することにより、
通常のＸ線画像に類似しているが構造間のコントラスト
が変えられる合成画像を作成することである。
正することにより、ＭＲデータ固有の異なる型の雑音を
減らすことである。本発明のもう一つの目的は三次元Ｍ
Ｒ固定組織データから投影画像を構成することにより、
通常のＸ線画像に類似しているが構造間のコントラスト
が変えられる合成画像を作成することである。
【０００６】
【発明の概要】本発明によれば、三次元磁気共鳴流体流
または被検者の体積の固定組織測定値が処理されて、高
コントラスト、低雑音の二次元画像が作られる。第一の
ステップは公知の手段により、多数のエントリーをそな
えた三次元データセットを取得することである。ここ
で、各エントリーは上記被検者の磁気共鳴の流体流また
は固定組織の体積要素、もしくは体積画素（ボクセル）
値に対応する。最終的な二次元画像内の各画素の値は、
ある視角でその特定の画素に向かう視線に沿って三次元
データを介して投射される仮想射線が捕らえるボクセル
値のアレーの計算された統計量である。統計量の次数は
イメージングすべきデータのヒストグラムの全体的な形
状に応じて選択される。投影射線は所定の角度でデータ
体積を通過し、すべての交差するボクセルに対応する三
次元データセットエントリーが選択される。このセット
のエントリーの平均と標準偏差を求める。
または被検者の体積の固定組織測定値が処理されて、高
コントラスト、低雑音の二次元画像が作られる。第一の
ステップは公知の手段により、多数のエントリーをそな
えた三次元データセットを取得することである。ここ
で、各エントリーは上記被検者の磁気共鳴の流体流また
は固定組織の体積要素、もしくは体積画素（ボクセル）
値に対応する。最終的な二次元画像内の各画素の値は、
ある視角でその特定の画素に向かう視線に沿って三次元
データを介して投射される仮想射線が捕らえるボクセル
値のアレーの計算された統計量である。統計量の次数は
イメージングすべきデータのヒストグラムの全体的な形
状に応じて選択される。投影射線は所定の角度でデータ
体積を通過し、すべての交差するボクセルに対応する三
次元データセットエントリーが選択される。このセット
のエントリーの平均と標準偏差を求める。
【０００７】各エントリーから投影平均を減算した後、
その結果について統計的次数の累乗に等しい累乗を求め
ることにより、重み付けされたボクセル差を求める。重
み付けされたボクセル差の和をエントリー数で割った
後、正規化定数で割ることにより投影値が得られる。三
次元データセットにわたり、投影画像内のすべての画素
と交差するすべての平行な射線に対してこの手順が繰り
返された後、データセットが二次元流体流画像としてデ
ィスプレイされる。
その結果について統計的次数の累乗に等しい累乗を求め
ることにより、重み付けされたボクセル差を求める。重
み付けされたボクセル差の和をエントリー数で割った
後、正規化定数で割ることにより投影値が得られる。三
次元データセットにわたり、投影画像内のすべての画素
と交差するすべての平行な射線に対してこの手順が繰り
返された後、データセットが二次元流体流画像としてデ
ィスプレイされる。
【０００８】新規性があると考えられる本発明の特徴は
請求範囲に詳細に述べられている。しかし、本発明自体
の構成および動作方法、ならびに本発明の上記以外の目
的および利点は付図とともに以下の説明により最も良く
理解することができる。
請求範囲に詳細に述べられている。しかし、本発明自体
の構成および動作方法、ならびに本発明の上記以外の目
的および利点は付図とともに以下の説明により最も良く
理解することができる。
【０００９】
【実施例の記載】米国特許第４，４３１，９６８号、な
らびに米国特許第４，７９６，６３５号を引用して説明
する。図１に示されるような装置を使用して、被検者内
の流体流または固定組織の三次元磁気共鳴画像が作成さ
れる。磁石４２８により、イメージングすべき対象が静
磁界の中に浸される。コンピュータ４０１はインタフェ
ース４０５を介して勾配電源４０６、４０８および４１
０に勾配電力パルスを送出する。勾配電源４０６は勾配
コイル４１６を付勢する。勾配コイル４１６に時間とと
もに変化する電流を流すことにより、ｘ方向に勾配を持
つ時間とともに変化する磁界が誘導される。同様に、コ
イル４１８および４２０を通過する電流により、ｙ方向
およびｚ方向に勾配を有する磁界が作成される。
らびに米国特許第４，７９６，６３５号を引用して説明
する。図１に示されるような装置を使用して、被検者内
の流体流または固定組織の三次元磁気共鳴画像が作成さ
れる。磁石４２８により、イメージングすべき対象が静
磁界の中に浸される。コンピュータ４０１はインタフェ
ース４０５を介して勾配電源４０６、４０８および４１
０に勾配電力パルスを送出する。勾配電源４０６は勾配
コイル４１６を付勢する。勾配コイル４１６に時間とと
もに変化する電流を流すことにより、ｘ方向に勾配を持
つ時間とともに変化する磁界が誘導される。同様に、コ
イル４１８および４２０を通過する電流により、ｙ方向
およびｚ方向に勾配を有する磁界が作成される。
【００１０】コンピュータ４０１はインタフェース４０
５を介して送信器４０２にＲＦ励起パルス情報を送出す
る。送信器４０２は所定の強さ、継続時間、および周波
数のＲＦパルスを作成する。このＲＦパルスはＲＦ電力
増幅器を介して増幅される。ＲＦパルスは送信器コイル
４２４により被検者に送出される。ＲＦパルス、静磁
界、および磁界勾配の組み合わせにより、被検者の核の
磁気共鳴が生じ、これは局限することができる。
５を介して送信器４０２にＲＦ励起パルス情報を送出す
る。送信器４０２は所定の強さ、継続時間、および周波
数のＲＦパルスを作成する。このＲＦパルスはＲＦ電力
増幅器を介して増幅される。ＲＦパルスは送信器コイル
４２４により被検者に送出される。ＲＦパルス、静磁
界、および磁界勾配の組み合わせにより、被検者の核の
磁気共鳴が生じ、これは局限することができる。
【００１１】被検者から受信された信号は受信器コイル
４２６によって受信された後、前置増幅器４２２、受信
器４１４、および平均器４０４によって処理される。次
に、この信号はインタフェース４０５を介してディスク
記憶装置４０３に送出される。そのセット（組）全体の
信号が受信され、記憶される。信号はコンピュータ４０
１により再構成され、図２に示すような三次元データセ
ット体積４１が得られる。この三次元データセット体積
４１はボクセルで構成される。各ボクセルはほぼ図３の
もとの体積５４内で生じる流体流に対応する。
４２６によって受信された後、前置増幅器４２２、受信
器４１４、および平均器４０４によって処理される。次
に、この信号はインタフェース４０５を介してディスク
記憶装置４０３に送出される。そのセット（組）全体の
信号が受信され、記憶される。信号はコンピュータ４０
１により再構成され、図２に示すような三次元データセ
ット体積４１が得られる。この三次元データセット体積
４１はボクセルで構成される。各ボクセルはほぼ図３の
もとの体積５４内で生じる流体流に対応する。
【００１２】三次元データセット４１を再構成した後、
コンピュータ４０１はインタフェース４０５を介して二
次元ディスプレイ装置４３０上のデータの部分を表す。
ディスプレイ装置はプリンタ、プロッタ、カラーコード
カラーモニタ、またはグレースケールモニタとすること
ができる。図１に示された装置の動作のより詳細な説明
については、米国特許第４，４３１，９６８号を参照さ
れたい。
コンピュータ４０１はインタフェース４０５を介して二
次元ディスプレイ装置４３０上のデータの部分を表す。
ディスプレイ装置はプリンタ、プロッタ、カラーコード
カラーモニタ、またはグレースケールモニタとすること
ができる。図１に示された装置の動作のより詳細な説明
については、米国特許第４，４３１，９６８号を参照さ
れたい。
【００１３】二次元画面上に画像をディスプレイするた
め、三次元データセット体積４１から図２の一組の投影
振幅４５を取り出さなければならない。三次元データセ
ット体積４１全体を通って投影射線４８を投射すること
によって、一組の投影振幅４５が作成される。各データ
セットエントリーが被検者の対応するボクセル体積を表
すような複数４３のデータセットエントリー４６を投影
射線４８に沿って処理することによって各投影振幅４５
が作成される。
め、三次元データセット体積４１から図２の一組の投影
振幅４５を取り出さなければならない。三次元データセ
ット体積４１全体を通って投影射線４８を投射すること
によって、一組の投影振幅４５が作成される。各データ
セットエントリーが被検者の対応するボクセル体積を表
すような複数４３のデータセットエントリー４６を投影
射線４８に沿って処理することによって各投影振幅４５
が作成される。
【００１４】従来技術では、単に投影射線４８に沿って
すべてのデータセットエントリー４６を平均することに
より、その投影射線４８に関する投影振幅４５を求め
る。もう一つの方法、最大強さ投影法（ＭＩＰ−Ｍａｘ
ｉｍｕｍＩｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）
は単に最高振幅を有する投影射線４８に沿ってボクセル
の値を取り、この値を投影射線４８の投影振幅４５とし
て使うことにより適用される。
すべてのデータセットエントリー４６を平均することに
より、その投影射線４８に関する投影振幅４５を求め
る。もう一つの方法、最大強さ投影法（ＭＩＰ−Ｍａｘ
ｉｍｕｍＩｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）
は単に最高振幅を有する投影射線４８に沿ってボクセル
の値を取り、この値を投影射線４８の投影振幅４５とし
て使うことにより適用される。
【００１５】本発明では投影射線４８に沿ったデータセ
ットエントリー４６の統計的計算方法を用いることによ
り、コントラスト増大（すなわち図３に示すような小血
管５１と背景信号との間のコントラスト増大）と信号対
雑音比の増大との間の調整可能なかね合いを可能とす
る。この統計的な方法では調整パラメータｋを用いる。
この調整パラメータｋは統計量の次数であり、異なる型
のデータのイメージングを行うように調整される。
ットエントリー４６の統計的計算方法を用いることによ
り、コントラスト増大（すなわち図３に示すような小血
管５１と背景信号との間のコントラスト増大）と信号対
雑音比の増大との間の調整可能なかね合いを可能とす
る。この統計的な方法では調整パラメータｋを用いる。
この調整パラメータｋは統計量の次数であり、異なる型
のデータのイメージングを行うように調整される。
【００１６】図４および図５に示すような三次元ＭＲ造
影像の中のボクセル値のヒストグラムについて考えてみ
る。図４は位相コントラストデータに対するものであ
り、図５は飛行時間データに対するものである。各々の
場合に、三次元データセットからの一組の射線について
示してある。位相コントラストデータの場合には、分布
に対して少なくとも二つの成分がある。すなわち、雑音
を表す低ボクセル値での大きな、対称の、ほぼガウス状
のピーク１１、および（多分、血管のかすかなゴースト
からの寄与を含む）真の血管情報を表す高ボクセル値に
向かって伸びる尾部１２である。ピーク１１の雑音はボ
クセル値１２からの小さな寄与だけでこの分布の平均
（その最低次の統計量）を支配する。
影像の中のボクセル値のヒストグラムについて考えてみ
る。図４は位相コントラストデータに対するものであ
り、図５は飛行時間データに対するものである。各々の
場合に、三次元データセットからの一組の射線について
示してある。位相コントラストデータの場合には、分布
に対して少なくとも二つの成分がある。すなわち、雑音
を表す低ボクセル値での大きな、対称の、ほぼガウス状
のピーク１１、および（多分、血管のかすかなゴースト
からの寄与を含む）真の血管情報を表す高ボクセル値に
向かって伸びる尾部１２である。ピーク１１の雑音はボ
クセル値１２からの小さな寄与だけでこの分布の平均
（その最低次の統計量）を支配する。
【００１７】ＭＩＰ法では、図２の投影射線４８に沿っ
て最大のボクセル値（Ｖｍａｘ）を取る。この単一のボ
クセル値Ｖｍａｘが選択され、他のすべてのボクセル値
が捨てられる。本発明では、上記の方法のいずれとも異
なるアプローチが使用される。本発明では、各投影（た
とえば図２の４８）に沿ったボクセル値の分布を表す中
間次の統計量が使用される。標準偏差（またはそれに関
連した測定値の分散）、ひずみ、尖度等が次式によって
定義される。
て最大のボクセル値（Ｖｍａｘ）を取る。この単一のボ
クセル値Ｖｍａｘが選択され、他のすべてのボクセル値
が捨てられる。本発明では、上記の方法のいずれとも異
なるアプローチが使用される。本発明では、各投影（た
とえば図２の４８）に沿ったボクセル値の分布を表す中
間次の統計量が使用される。標準偏差（またはそれに関
連した測定値の分散）、ひずみ、尖度等が次式によって
定義される。
【００１８】
【数１】 但し、Ｎはサンプル数、Ｖは分布の平均、ｋは統計量の
次数、σは分布の標準偏差、そしてＶｉは図２の投影射
線４８と交差する個々のボクセル値である。結果として
得られた値が正規化されて、Ｖｉと同じ単位が得られ
る。更に、ｋ＝２は標準偏差に対応する。これは分布の
幅の測定値である。ｋ＝３はひずみ（分布の非対称の測
定値）に対応する。ｋ＝４は尖度（分布の平坦度または
尖りの測定値）に対応する。より高次のｋを定義しても
よく、また非整数次（たとえばｋ＝２．７）の定義して
もよい。ＭＩＰ法はほぼｋ＝無限と同等である。
次数、σは分布の標準偏差、そしてＶｉは図２の投影射
線４８と交差する個々のボクセル値である。結果として
得られた値が正規化されて、Ｖｉと同じ単位が得られ
る。更に、ｋ＝２は標準偏差に対応する。これは分布の
幅の測定値である。ｋ＝３はひずみ（分布の非対称の測
定値）に対応する。ｋ＝４は尖度（分布の平坦度または
尖りの測定値）に対応する。より高次のｋを定義しても
よく、また非整数次（たとえばｋ＝２．７）の定義して
もよい。ＭＩＰ法はほぼｋ＝無限と同等である。
【００１９】これらの統計的測定値はそれぞれ本当に血
管と他の構造を検出するが、最良の測定値は非常にデー
タに依存する。図４に示される分布では、ひずみは最良
の測定値と思われる。これは高ボクセル値１２が分布の
非対称に寄与するが、低（すなわち雑音）ボクセル値１
１は寄与しないからである。データセットに対してＭＩ
Ｐ法ではなくてひずみを使うことにより、細部の詳細を
失うことなく、より大きな血管に対するコントラストと
信号対雑音比が改善された投影画像が得られる。
管と他の構造を検出するが、最良の測定値は非常にデー
タに依存する。図４に示される分布では、ひずみは最良
の測定値と思われる。これは高ボクセル値１２が分布の
非対称に寄与するが、低（すなわち雑音）ボクセル値１
１は寄与しないからである。データセットに対してＭＩ
Ｐ法ではなくてひずみを使うことにより、細部の詳細を
失うことなく、より大きな血管に対するコントラストと
信号対雑音比が改善された投影画像が得られる。
【００２０】一般に、低次の統計量すなわちより低いｋ
の値によって、より大きな信号対雑音比、中間血管−大
血管のような拡大構造のよりよい表現、および図２の投
影射線４８に沿った特徴に対するより良い感度が得られ
る。また、位相コントラストデータの定量的性質もより
良く維持される。高次の統計量により、雑音または固定
組織の背景に対してより良いコントラストが得られ、ま
た図４の右側、尾部１２に生じる小さい（たとえば、単
一ボクセルの）特徴に対してより良い感度が得られる。
概して、充分なコントラストと背景の抑圧を行う最低次
の統計量を使用するべきである。位相コントラストデー
タの場合には、最良の統計量は標準偏差またはひずみで
あると思われる。飛行時間データの場合には、より高次
の統計量が一般に、より良い。
の値によって、より大きな信号対雑音比、中間血管−大
血管のような拡大構造のよりよい表現、および図２の投
影射線４８に沿った特徴に対するより良い感度が得られ
る。また、位相コントラストデータの定量的性質もより
良く維持される。高次の統計量により、雑音または固定
組織の背景に対してより良いコントラストが得られ、ま
た図４の右側、尾部１２に生じる小さい（たとえば、単
一ボクセルの）特徴に対してより良い感度が得られる。
概して、充分なコントラストと背景の抑圧を行う最低次
の統計量を使用するべきである。位相コントラストデー
タの場合には、最良の統計量は標準偏差またはひずみで
あると思われる。飛行時間データの場合には、より高次
の統計量が一般に、より良い。
【００２１】本発明の適用の仕方の一例が図６に示され
ている。三次元の流れに感応するＭＲイメージング技術
を用いることによりステップ１８でデータが取得され
る。図１の装置を用いて、このデータを収集し、計算を
行う。図４または図５に類似したデータの分布ヒストグ
ラムの特性がステップ１９で構成される。統計量の次数
が決定され、これはヒストグラム内のデータの形状を反
映する。（たとえば、イメージングすべきデータがヒス
トグラムのひずみをふやす場合には、統計量の次数は
「３」でなければならない。）図２の射線４８と交差す
る一組のデータセットエントリー４３が決定される。図
５のステップ２１で平均セット４３が求められる。ステ
ップ２２では、ｋ＝２の場合を除いて図２の射線４８と
交差するボクセルの標準偏差が決定される。得られた標
準偏差について、ステップ２３で、統計量の次数から１
を引いたものに等しい累乗を求めることにより正規化定
数が求められる。ステップ２４でボクセル平均から各ボ
クセル値Ｖｉを減算することにより、分布差が作成され
る。
ている。三次元の流れに感応するＭＲイメージング技術
を用いることによりステップ１８でデータが取得され
る。図１の装置を用いて、このデータを収集し、計算を
行う。図４または図５に類似したデータの分布ヒストグ
ラムの特性がステップ１９で構成される。統計量の次数
が決定され、これはヒストグラム内のデータの形状を反
映する。（たとえば、イメージングすべきデータがヒス
トグラムのひずみをふやす場合には、統計量の次数は
「３」でなければならない。）図２の射線４８と交差す
る一組のデータセットエントリー４３が決定される。図
５のステップ２１で平均セット４３が求められる。ステ
ップ２２では、ｋ＝２の場合を除いて図２の射線４８と
交差するボクセルの標準偏差が決定される。得られた標
準偏差について、ステップ２３で、統計量の次数から１
を引いたものに等しい累乗を求めることにより正規化定
数が求められる。ステップ２４でボクセル平均から各ボ
クセル値Ｖｉを減算することにより、分布差が作成され
る。
【００２２】ステップ２５で分布差について統計量の次
数に等しい累乗を求めることにより、重み付けされたボ
クセル差が得られる。次にステップ２６で、処理された
ボクセル値が図２の射線４８と交差する最後のボクセル
であったか否かが判定される。最後のボクセルでなかっ
た場合には、径路２７に沿って処理が続行され、ステッ
プ２８で図２の投影射線４８に沿った次のボクセルが選
択される。次に、この投影射線と交差するボクセルに対
して、ステップ２４および２５が反復される。
数に等しい累乗を求めることにより、重み付けされたボ
クセル差が得られる。次にステップ２６で、処理された
ボクセル値が図２の射線４８と交差する最後のボクセル
であったか否かが判定される。最後のボクセルでなかっ
た場合には、径路２７に沿って処理が続行され、ステッ
プ２８で図２の投影射線４８に沿った次のボクセルが選
択される。次に、この投影射線と交差するボクセルに対
して、ステップ２４および２５が反復される。
【００２３】ステップ２５で処理されたボクセルが図２
の射線４８と交差する最後のボクセルであった場合に
は、処理は径路３０に沿ってステップ３２に移る。図２
の射線４８と交差するボクセルに対する重み付けされた
ボクセル差を加算することにより、ステップ３２で投影
和が求められる。ステップ３３で、投影和を図２の射線
４８と交差するボクセル数で割った後、（ｋ＝２の場合
を除き）正規化定数で割ることにより、図２の投影射線
４５および４８に対する重み付けされた投影値を求め
る。（ｋ＝２の場合、投影和を図２の射線４８と交差す
るボクセル数で割ったものの平方根を求めることによっ
てステップ３３の正規化が行われる。）ステップ３４
で、処理された投影射線が最後の投影射線であるか否か
が判定される。最後の投影射線でなければ、次の投影射
線がステップ３６で選択され、処理がステップ２１に戻
って、新しい投影射線に対して処理が繰り返される。三
次元データセット体積４１（図２）を通るすべての平行
投影が処理される迄、上記のように処理が続行される。
このとき投影値の二次元アレーは投影画像の数値表現で
ある。
の射線４８と交差する最後のボクセルであった場合に
は、処理は径路３０に沿ってステップ３２に移る。図２
の射線４８と交差するボクセルに対する重み付けされた
ボクセル差を加算することにより、ステップ３２で投影
和が求められる。ステップ３３で、投影和を図２の射線
４８と交差するボクセル数で割った後、（ｋ＝２の場合
を除き）正規化定数で割ることにより、図２の投影射線
４５および４８に対する重み付けされた投影値を求め
る。（ｋ＝２の場合、投影和を図２の射線４８と交差す
るボクセル数で割ったものの平方根を求めることによっ
てステップ３３の正規化が行われる。）ステップ３４
で、処理された投影射線が最後の投影射線であるか否か
が判定される。最後の投影射線でなければ、次の投影射
線がステップ３６で選択され、処理がステップ２１に戻
って、新しい投影射線に対して処理が繰り返される。三
次元データセット体積４１（図２）を通るすべての平行
投影が処理される迄、上記のように処理が続行される。
このとき投影値の二次元アレーは投影画像の数値表現で
ある。
【００２４】すべての投影が処理されたとき、処理は径
路３８に沿って続行される。このとき投影は二次元電子
ディスプレイ装置（図１の４３０）に転送され、ステッ
プ３９でコンピュータ４０１によりインタフェース４０
５を介して図１のディスプレイ装置４３０にディスプレ
イされて観測、判定される。ここに述べた方法は三次元
ＭＲ流れデータから高品質投影造影像を得る上で有用で
ある。これらの方法では、被検者の体積から三次元磁気
共鳴流体流データを収集することにより、高コントラス
ト、低雑音の二次元画像が得られる。これらの方法はＭ
Ｒ固定組織データに適用した場合にも有用であり、従来
のＸ線画像と類似しているが、構造相互間のコントラス
トは統計量の次数ｋを変えることによって変えることが
できる。更に、これらの方法は磁気共鳴方法で得られる
データに限定されるものではなく、任意の三次元画像デ
ータに適用することができる。
路３８に沿って続行される。このとき投影は二次元電子
ディスプレイ装置（図１の４３０）に転送され、ステッ
プ３９でコンピュータ４０１によりインタフェース４０
５を介して図１のディスプレイ装置４３０にディスプレ
イされて観測、判定される。ここに述べた方法は三次元
ＭＲ流れデータから高品質投影造影像を得る上で有用で
ある。これらの方法では、被検者の体積から三次元磁気
共鳴流体流データを収集することにより、高コントラス
ト、低雑音の二次元画像が得られる。これらの方法はＭ
Ｒ固定組織データに適用した場合にも有用であり、従来
のＸ線画像と類似しているが、構造相互間のコントラス
トは統計量の次数ｋを変えることによって変えることが
できる。更に、これらの方法は磁気共鳴方法で得られる
データに限定されるものではなく、任意の三次元画像デ
ータに適用することができる。
【００２５】本発明のある好ましい特徴だけをここに図
示し説明してきたが、熟練した当業者は多数の変形およ
び変更を考え付き得る。したがって、本発明の趣旨の範
囲内に入るこのようなすべての変形および変更を包含す
るように請求範囲を記載してある。
示し説明してきたが、熟練した当業者は多数の変形およ
び変更を考え付き得る。したがって、本発明の趣旨の範
囲内に入るこのようなすべての変形および変更を包含す
るように請求範囲を記載してある。
【図１】三次元ＭＲデータを得て二次元投影画像を構成
するために使用される本発明の装置を示すブロック図で
ある。
するために使用される本発明の装置を示すブロック図で
ある。
【図２】本発明で用いる幾何学的配置構成を表すグラフ
であり、三次元データセット体積、投影射線、および投
影射線に関する重み付けされた投影値を示す。
であり、三次元データセット体積、投影射線、および投
影射線に関する重み付けされた投影値を示す。
【図３】図２に示すデータセット体積に対応するイメー
ジングすべき被検者の体積を示すグラフである。
ジングすべき被検者の体積を示すグラフである。
【図４】代表的な位相コントラスト流体流画像によって
得られる三次元ＭＲデータのヒストグラムであり、正規
の増幅率と５０倍に増幅したものとを示す。
得られる三次元ＭＲデータのヒストグラムであり、正規
の増幅率と５０倍に増幅したものとを示す。
【図５】代表的な「飛行時間」流体流画像のヒストグラ
ムである。
ムである。
【図６】本発明の使用を示す流れ図である。
１８ データ取得ステップ １９ 分布ヒストグラム作成ステップ ２１ 平均ステップ ２２ 標準偏差ステップ ２４ 分散差ステップ ２５ 重み付けボクセル差ステップ ３２ 投影和ステップ ３３ 重み付け投影値ステップ ３７，３８ 径路 ３９ ディスプレイステップ ４１ 三次元データセット体積 ４３ データセットエントリーの組 ４５ 投影振幅 ４６ データセットエントリー ４８ 投影射線
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｇ０６Ｆ 15/62 ３９０ Ｃ 9287−5Ｌ (72)発明者 ウイリアム・ジヨン・アダムス アメリカ合衆国、ニユーヨーク州、クリフ トン・パーク、バルデペナス・レーン、６ 番 (72)発明者 チヤールズ・ルシアン・ダムリン アメリカ合衆国、ニユーヨーク州、ボルス トン・レーク、テラス・コート、36番
Claims (7)
- 【請求項１】 被検者の体積の収集された三次元デー
タから高コントラスト、低雑音の二次元画像をディスプ
レイする方法に於いて、 ａ） 各エントリーが上記被検者のボクセル値に対応
するような複数のエントリーを持つ三次元データセット
を取得するステップ、 ｂ） データのヒストグラムを取得することによりデ
ータの一組の統計的特性を決定するステップ、 ｃ） ヒストグラム内のデータ部分に対する感度を最
大にする統計的特性の次数ｋを上記ステップｂから決定
するステップ、 ｄ） 上記被検者のボクセルを所定の角度で通過する
選択された投影射線が交差するボクセルを決定し、その
各ボクセルに対応する三次元データセットエントリーを
決定するステップ、 ｅ） 上記射線が交差するすべての三次元データセッ
トエントリーの平均を決定するステップ、 ｆ） ｋ＝２の場合を除き、上記射線が交差するすべ
ての三次元データセットエントリーの標準偏差を決定す
るステップ、 ｇ） 上記射線が交差する三次元データセットエント
リーの各々を投影平均から減算することにより複数の分
布差を作成するステップ、 ｈ） 上記各分布差について、画像のコントラストを
最大にし、かつ上記再構成される画像中の雑音を最小に
するように選択された正数である統計次数に等しい累乗
を求めることにより、重み付けされたボクセル差を得る
ステップ、 ｉ） 上記射線が交差するすべての三次元データセッ
トエントリーに対する重み付けされたボクセル差を加算
することにより投影和を求めるステップ、 ｊ） 上記射線が交差する三次元データセットエント
リーの数により投影和を割るステップ、 ｋ） 上記ステップｊの結果を正規化定数で割ること
により投影値を作成するステップであって、統計次数が
２に等しくない（ｋ≠２）の場合には標準偏差について
統計次数マイナス１の累乗が正規化定数であり、統計次
数が２に等しい（ｋ＝２）の場合にはステップｊで得ら
れた値の平方根を求めることによって正規化が行われる
ような投影値作成ステップ、 ｌ） 三次元データセットにわたる複数の平行な射線
に対してステップｄ−ｋを反復するステップ、 ｍ） 投影振幅を二次元ディスプレイ装置に転送する
ステップ、および ｎ） 分析および判定のために投影振幅を二次元ディ
スプレイ装置上にディスプレイするステップ を含むことを特徴とする高コントラスト、低雑音の二次
元画像ディスプレイ方法。 - 【請求項２】 上記三次元データセットを取得するス
テップには、位相コントラスト磁気共鳴造影像を作成す
るための流れ符号化が含まれる請求項１記載の高コント
ラスト、低雑音の二次元画像ディスプレイ方法。 - 【請求項３】 上記三次元磁気共鳴データセットを取
得するステップには、飛行時間造影像を作成するための
データの収集が含まれる請求項１記載の高コントラス
ト、低雑音の二次元画像ディスプレイ方法。 - 【請求項４】 上記三次元磁気共鳴データセットを取
得するステップには、イメージングされているスライス
の上または下の被検者のスライスを励起すること、複数
のイメージングされたスライスに対する流れる流体の動
く核から信号を取り戻すこと、および従来の飛行時間造
影技術に従って三次元データセツトを作成することが含
まれる請求項１記載の高コントラスト、低雑音の二次元
画像ディスプレイ方法。 - 【請求項５】 所定の三次元データセットに対する統
計量の次数を変えることにより、イメージングしている
上記被検者の要素内に異なるコントラストで画像を作成
するステップが含まれる請求項１記載の高コントラス
ト、低雑音の二次元画像ディスプレイ方法。 - 【請求項６】 上記三次元データセットを取得するス
テップには、ほぼ固定の組織の画像を作成するためのデ
ータの収集が含まれる請求項１記載の高コントラスト、
低雑音の二次元画像ディスプレイ方法。 - 【請求項７】 上記三次元データセットを取得するス
テップには、断層撮影画像の収集が含まれる請求項１記
載の高コントラスト、低雑音の二次元画像ディスプレイ
方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US07/674,476 US5233299A (en) | 1991-03-25 | 1991-03-25 | Projection methods for producing two-dimensional images from three-dimensional data |
| US674476 | 1991-03-25 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0594540A true JPH0594540A (ja) | 1993-04-16 |
| JPH081666B2 JPH081666B2 (ja) | 1996-01-10 |
Family
ID=24706753
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5581592A Expired - Lifetime JPH081666B2 (ja) | 1991-03-25 | 1992-03-16 | 三次元画像データから二次元投影画像を表示する方法と装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5233299A (ja) |
| EP (1) | EP0506302B1 (ja) |
| JP (1) | JPH081666B2 (ja) |
| DE (1) | DE69205868T2 (ja) |
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| JP2007190182A (ja) * | 2006-01-19 | 2007-08-02 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 画像表示装置およびｘ線ｃｔ装置 |
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