JPH0685770B2 - データアレイを区分する方法及び装置 - Google Patents

データアレイを区分する方法及び装置

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JPH0685770B2
JPH0685770B2 JP3354042A JP35404291A JPH0685770B2 JP H0685770 B2 JPH0685770 B2 JP H0685770B2 JP 3354042 A JP3354042 A JP 3354042A JP 35404291 A JP35404291 A JP 35404291A JP H0685770 B2 JPH0685770 B2 JP H0685770B2
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Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、静止している組織の表
面および流れている血液の表面を、磁気共鳴イメージン
グデータを用いて検出および表示するための装置および
方法に関するものであり、更に詳しくいえば、種々の静
止組織種類に関連する表面の中で識別するための装置に
関するものである。
【０００２】
【従来の技術】人の脳に対して侵入的処置を行う外科医
は、脳内の太い血管や重要な機能の部位を避ける軌道を
決定することを求められる。その軌道は、静止組織の種
類の間、および静止組織と血管の表面の間とを明らかに
区別できる脳の三次元表現から決定できる。この三次元
表現は、たとえば、損なわれていない頭骨を貫通して行
われる定位処置、または、挿入された針または光ファイ
バが組織内で深く隠されて、視覚化できないようなイン
タースティシャルレーザ外科に使用できる。
【０００３】ひざ、背骨その他の体内構造に関連する処
置は、そのような「区分された」三次元表現から利益を
受けることがあるかもしれない。
【０００４】体内構造内部の血管の場所を、それらの血
管内に造影剤を注入することにより、Ｘ線血管造影法お
よび計算機断層撮影のようなＸ線法で体内構造を識別で
きる。しかし、Ｘ線は一般に軟組織種類の間の区別がつ
けにくく、したがってたとえば脳の機能部位に関連する
静止組織の間で識別するためには不適当である。また、
患者によっては、Ｘ線技術による血管の画像化に必要な
造影剤に対して悪い反応を起こす。したがって、好まし
い技術は導管表面および各種の静止組織種類の表面の三
次元表現を生ずるために磁気共鳴画像発生（ＭＲＩ）を
採用することである。
【０００５】Ａ．ＭＲＩデータの獲得 この技術において理解されているように、体の規則的な
格子位置における体の１つまたは複数の生理学的特性を
表すデータの三次元アレイを、ＭＲＩを用いることによ
り得ることができる。ＭＲＩ装置においては、画像化す
べき体を強い分極磁界内に置く。磁気モーメントを持つ
核は、それが置かれている磁界の方向に自身で並ぼうと
する。しかし、そうしようとする間に、磁界の強さと特
定の核種の性質（核の磁気回転比定数ｒ）に依存する特
性核周波数（ラーマー周波数）で、核はその方向を中心
として歳差運動を行う。この現象を示す核をここで「ス
ピン」と呼ぶ。
【０００６】人体組織のような物質が一様な磁界（分極
磁界Ｂ0 ）にさらされると、組織内の個々の磁気モーメ
ントはこの分極磁界に並ぼうと試みるが、スピンの特性
ラーマー周波数においてランダムな順序でそれを中心と
して歳差運動する。分極磁界の方向に正味の磁気モーメ
ントＭｚが発生されるが、垂直、たは水平、平面（Ｘ−
Ｙ平面）内のランダムな向きの磁気成分が互いに打消し
合う。しかし、物質、または組織が、Ｘ−Ｙ平面内にあ
るラーマー周波数に近い磁界（ＲＦ励磁パルス）にさら
されると、整列させられた正味のモーメントＭｚを回転
させて、または「傾斜させて」、Ｘ−Ｙ平面内に入れ、
正味の水平方向磁気モーメントＭｔを生ずることができ
る。その磁気モーメントはＸ−Ｙ平面内でラーマー周波
数で回転、またはスピンする。正味の磁気モーメントＭ
ｔが傾けられる程度、したがって正味の水平方向磁気モ
ーメントＭｔの大きさは、励起パルスの加えられる時間
の長さとパルスの大きさに主として依存する。
【０００７】この現象の実際的な値は、励起パルスが終
った後で、励起されたスピンにより放出される信号中に
含まれる。この共鳴信号の特性、たとえば、縦方向磁化
のスピンの低下と位相相関性の低下をそれぞれ表す信号
Ｔ1とＴ2の崩壊定数が、励起されているスピンを含んで
いる組織の物理学的特性に関連し、組織の種類について
の情報を明らかにするために測定できる。
【０００８】共鳴信号から画像を構成するためには、空
間的に分離されているスピンからの共鳴信号の成分を区
別し、位置を定めることを必要とする。典型的には、共
鳴信号の記録の前および最中に、直交する一連の磁気こ
う配をスピンへ加えることによりそれは行われる。それ
らの傾きは種々の場所におけるスピンを、傾きの軸に沿
うスピンの位置に応じた種々の共鳴周波数で歳差運動さ
せる。したがって、各場所におけるスピンの位置および
信号成分を分離し、識別することができる。
【０００９】画像の強さの値は分離されている各成分信
号の特性に関連させられ、識別された位置とともに、周
知の再構成技術に従って画像を構成するために用いられ
る。各強さの値と位置が結果として得られた画像の画素
を定める。
【００１０】従来の技術は、組織の種類を有利に区分す
るために特定の磁気共鳴現象を利用するために設計され
た励起シーケンスおよび傾きシーケンスで満ちている。
そのような各パルスシーケンスと、結果としての共鳴信
号の獲得は「測定サイクル」と名づけられる。
【００１１】そのようなシーケンスの１つが周知の「ス
ピンエコー」シーケンス（ＳＥ）である。スピンエコー
シーケンスにおいては、歳差運動する核のサンプルの磁
化を約１８０度動かすために、ＲＦ励起パルスのある時
間後で「１８０度ＲＦ」パルスが加えられる。磁界の不
均一性（Ｔ2′） のために、ＲＦ励起パルスの後で個々
の核の位相がずらされる範囲まで、１８０度ＲＦパルス
は累積された位相推移を反転させ、それらの核に位相を
元に戻すことを開始させる。１８０度ＲＦパルスがＲＦ
励起パルスと１８０度パルスの間の遅延に等しくなった
後の時刻（ＴＥ／２）に、核は同相であって、「スピン
エコー」を生ずる。このスピンエコーの振幅は、Ｔ2 の
位相外れの結果として、自由誘導減衰（ＦＩＤ）の最初
の振幅より小さい。このＴ2 の減衰は１８０度ＲＦパル
スにより反転されない。したがって、２つまたはそれ以
上のスピンエコーの相対的な振幅を用いて、Ｔ2′ から
の寄与なしにＴ2 を直接得るために使用できる。一般
に、画像化される物体の与えられた体積要素からのスピ
ンエコーの振幅は
【００１２】
【数１】
【００１３】である。ここに、Ｐはその体積要素中のス
ピンの密度に比例する。スピンエコーパルスシーケンス
は、キーン（Ｄ．Ｎ．Ｋｅａｎ）およびスミス（Ｍ．
Ａ．Ｓｍｉｔｈ）著「磁気共鳴画像形成、原理と応用
（ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎ
ｇ，Ｒｒｉｎｃｉｐｌｅｓ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃａｔ
ｉｏｎｓ）」に全体的に記載されている。
【００１４】第２の画像形成は「グラディエント・リコ
ールド・エコー（ｇｒａｄｉｅｎｔｒｅｃａｌｌｅｄ
ｅｃｈｏ）」シーケンス、（ＧＲＥ）である。ＧＲＥシ
ーケンスにおいては、スピンの位相をずらせるために負
の傾きが用いられる。次に正の傾きによってスピンの位
相が元に戻されて傾きエコー信号を生ずる。画像を形成
される物体の与えられた体積要素からの傾きエコーの振
幅は
【００１５】
【数２】
【００１６】ここに、αは１８０度ＲＦパルスにより発
生されたｚ軸からのスピンの「フリップ角」である。
【００１７】組織の静的な生理学的特性についての情報
を集めるためにＭＲＩを使用することに加えて、対象と
する部位における血液のような流体の動きすなわち流れ
を測定するために、いくつかの周知のＭＲＩ技術があ
る。
【００１８】そのような方法の１つは、スピンの丸いか
たまりが特定の上流側場所を通って流れる時にそのかた
まりを励起し、そのかたまりの速度を決定するために、
結果としての共鳴信号の状態を下流側の場所で調べる
「飛行時間法」である。この方法はパイプ中の流量を測
定するために長い間用いられており、近年は上下肢内の
血流を測定するために用いられている。この方法の例が
米国特許第３，５５９，０４４号、第３，１９１，１１
９号、第３，４１９，７９３号、第４，７７７，９５７
号に開示されている。飛行時間測定を行うために上記Ｇ
ＲＥシーケンスを使用することは周知である。
【００１９】飛行時間法の亜種が、単一の、局所化され
ているボリュームすなわちスライス内のスピンを励起
し、短時間後に結果としての共鳴信号を調べ、ボリュー
ムすなわち、スライスから流出した励起されたスピンの
効果と、ボリュームすなわちスライス内に流入した異な
って励起されたスピンの効果とを測定する、「流入／流
出法」で構成される。この方法の例が米国特許第４，５
７４，２３９号、第４，５３２，４７３号、第４，５１
６，５８２号と、マグネチック・レゾナンス・イン・メ
ディシン（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉ
ｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ）１１：３５−４６（１９８９）
で出版されたデュムーラン（Ｃ．Ｌ．Ｄｕｍｏｕｌｉ
ｎ）他著「スピン飽和を用いる三次元飛行時間磁気共鳴
撮影法（Ｔｈｒｅｅ−Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ Ｔｉｍ
ｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏ
ｎａｎｃｅ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ Ｕｓｉｎｇ Ｓ
ｐｉｎＳａｔｕｒａｔｉｏｎ）」とに記載されている。
【００２０】第３の測定技術は「位相コントラスト法」
である。この方法は、磁界の傾きに沿って流れるスピン
により発生された共鳴信号が、スピンの速度に比例する
位相推移を示す、という事実を基にしている。この方法
では２つの信号が得られる。１つの信号は基準を定める
ためのものであり、もう１つの信号は、特定の傾きに沿
う速度に比例する位相推移を決定するためのものであ
る。流れの向きが既知であるか、ただ１つの方向の流れ
成分が望ましい場合には、２つのＭＲＩ測定サイクルで
十分である。他の場合には、直交する３本の傾き軸のお
のおのに沿う流れを決定するために、全部で６つの獲得
に対してシーケンスが各傾きごとに反復される。この方
法は６点法と呼ばれ、本願出願人が所有する米国特許第
４，９１８，３８６号明細書に記載されている。
【００２１】傾き軸に沿う３つの流れ測定の全てに基準
信号を共用できる。この位相コントラスト法の改良が、
１９９０年８月９日に出願された米国特許出願NO. ０７
／５６４，９４５、「ＭＲＩ位相コントラスト測定のた
めの符号化（ＥＮＣＯＤＩＮＧ ＦＯＲ ＭＲＩ ＰＨ
ＡＳＥ ＣＯＮＴＲＡＳＴ ＭＥＡＳＵＲＥＭＥＮ
Ｔ）」に記載されている。この方法は「平衡四点法」と
呼ばれ、獲得時間が短く、信号対雑音比が高い方法であ
る。
【００２２】Ｂ．組織種類の分離 上記流れ画像形成技術により、流れている血液を静止し
ている組織から区別するためにＭＲＩデータを用いるこ
とが知られている。更に、上記スピンエコーシーケンス
のような２つのまたはそれ以上の従来のＭＲＩシーケン
スを用いて、各種の静止組織を区別するため、すなわち
コントラストをつけることができる。たとえば、本願出
願人へ譲渡された１９９０年１月１７日付けの米国特許
出願NO.０７／４６６，５２６、「固体物体の内部領域
に含まれている内部構造を分離する装置および方法（Ｓ
ＹＳＴＥＭ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤ ＦＯＲ ＳＥＧＭ
ＥＮＴＩＮＧ ＩＮＴＥＲＮＡＬ ＳＴＲＵＣＴＵＲＥ
Ｓ ＣＯＮＴＡＩＮＥＤＷＩＴＨＩＮ ＴＨＥ ＩＮＴ
ＥＲＩＯＲ ＲＥＧＩＯＮ ＯＦ Ａ ＳＯＬＩＤ Ｏ
ＢＪＥＣＴ）」には、従来の２つのスピンエコーＭＲＩ
画像形成シーケンスを使用することにより、静止組織種
類の間で弁別する方法が記載されている。
【００２３】この出願において認識されているように、
１つのＭＲＩシーケンスからのデータを基にして静止組
織種類の間で識別するために簡単なしきい値を使用する
ことは、一般に成功しないようである。多くの静止組織
種類はそのしきい値により定められる与えられた任意の
範囲に入る。この問題は、静止組織のコントラストを成
す特徴を測定するために調整されている２つのスピンエ
コーシーケンスのおのおのからのデータを用いて克服さ
れる。それから、２つのデータセットを用いて二次元散
乱プロットを発生する。そのプロットにおいては、その
上の点の横座標と縦座標が各データセット中の対応する
データの値により決定される。
【００２４】代表的な組織の種類が識別されて散乱プロ
ット上の点のあるものを識別し、それらいくつかの点の
統計を基にして計算された確率分布に従って散乱プロッ
トが区分される。散乱プロットをこのように区分するこ
とにより、得た２組みのデータのうち残っているデータ
を分類するために使用できる特徴マップが発生される。
この技術に従って静止組織の種類を分離し、導管表面を
識別するには、散乱プロットと特徴マップを用いること
により静止組織の種類を識別する従来の２つのＭＲＩシ
ーケンスと、導管表面を明らかに画像化するための１つ
の流れ画像化シーケンスとの、３つの別々の画像化シー
ケンスを必要とする。広範囲の画像化パラメータに３つ
のシーケンスを用いることが必要であるために、この方
法は望ましくないほど時間がかかる。
【００２５】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、流れ
ている血液から静止組織を分離するために必要なデー
タ、さらに静止組織を互いに分離するために追加のＭＲ
Ｉデータを得るための時間がかかる過程をなくすことで
ある。本発明の別の目的は、生理的構造を表すいくつか
のクラスへデータ値を正確に区分することである。
【００２６】
【課題を解決するための手段】本発明は、流れる血液か
ら静止組織を識別し、かつ静止組織の間を識別するため
に、コントラストを成す２つの画像アレイを用いる。と
くに、スピンの流れを示すデータアレイＶと、スピンの
流れをほとんど感じないデータアレイＭが発生される。
データアレイＶとＭは組合わされて、組織と血液を分離
するために用いられるデータ値の第３のアレイを生じ
る。一実施例においては、両方のデータアレイは同じＭ
ＲＩ流れ感知測定サイクルから得られる。あるいは、た
とえばスピンエコーシーケンスを用いている別々の測定
サイクルからデータアレイＭを発生できる。
【００２７】データ値から限られた数のデータ点が選択
され、各データ点はそれの組織種類へ割当てられる。デ
ータ点は、少なくとも２種類の静止組織および流れる血
液にわたってほぼ一様に分布されるように、選択され
る。それらのデータ点の値は残りのデータ値を組織種類
に分離するために用いられる。流れ感知ＭＲＩ測定中に
集められたデータを用いて静止組織を適切に識別できる
ことが決定されている。次にこの同じデータを用いて静
止組織と流れている血液を識別する。
【００２８】第２の実施例においては、データを任意の
統計モデルにすることなしに、データをいくつかの生理
的構造に識別するために、コントラストを成す２組のデ
ータを用いる。とくに、データ値の規則的なアレイが得
られ、蓄積される。データ点の限られたサンプルが選択
され、生理的構造にわたって一様に分布され、１つの生
理的構造へおのおのが識別される。それから、残りのデ
ータ値が、データ値に最も近い値を有するデータ点の生
理的構造へ割当てられる。組織の場合には、類似の組織
をある範囲のデータ値に対して正しくとることができる
こと、および観察された範囲が平均の周囲の統計誤差を
必ずしも表さないことが認められる。最も近いデータ点
を選択することにより、構造の生理的パラメータについ
ての他の独立の知識なしに、特定のデータ値の組織種類
を最も良く評価できる。
【００２９】
【実施例】ＭＲＩハードウェア まず図１を参照する。この図には、本発明を含み、「Ｓ
ＩＧＭＡ」という商標を付してゼネラル・エレクトリッ
ク社（Ｇｅｎｅｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｃｏｍｐａ
ｎｙ）から販売されている好適なＭＲＩ装置の主な部品
がブロック図で示されている。この装置の全体の動作
は、メインコンピュータ１０１（データ・ゼネラル（Ｄ
ａｔａ Ｇｅｎｅｒａｌ）ＭＶ４０００）を含むホスト
コンピュータ装置１００により制御される。コンピュー
タ１００は、複数の周辺装置と他のＭＲＩ装置部品をメ
インコンピュータ１０１へ結合するインターフェイス１
０２を含む。周辺装置には、患者データと画像データを
テープに保存するために、メインコンピュータの指揮の
下に利用できる磁気テープドライブ１０４がある。処置
した患者データは画像ディスク記憶装置１１０にも保存
できる。得たＭＲＩデータを前処理し、画像を再構成す
るためにアレイプロセッサ１０６が用いられる。画像プ
ロセッサ１０８の機能は、拡大、画像比較、灰色調調
整、実時間データ表示のような対話型画像表示取扱いを
行うことである画像プロセッサ１０８により、後で説明
するように、組織種類の分離に用いられる散乱プロット
および特徴マップの表示も行えるようにされる。コンピ
ュータ装置１００は生のＭＲＩデータ（すなわち、画像
構成前のデータ）を保存するための手段も含む。この手
段はディスクデータ記憶装置１１２を用いる。オペレー
タコンソール１１６もインターフェイス１０２を介して
メインコンピュータ１０１へ結合され、患者の診察に関
するデータと、較正、走査の開始と終了のようなＭＲＩ
装置の正しい動作のために必要な付加データとを入力す
るための手段をオペレータに提供する。ディスクまたは
磁気テープに保存されている画像と、画像プロセッサ１
０８により形成された画像を表示するためにもオペレー
タコンソールは用いられる。
【００３０】コンピュータ装置１００は、システム制御
器１１８と傾き増幅器装置１２８によりＭＲＩ装置を制
御する。内蔵プログラムの指令の下に、コンピュータ装
置１００は（イーサネットネットワークのような）直列
通信ネットワーク１０３により、当業者には周知のやり
方でシステム制御器１１８と通信する。システム制御器
１１８は、パルス制御モジュール（ＰＣＭ）１２０と、
無線周波トランシーバ１２２と、状態制御モジュール
（ＳＣＭ）１２４と、電源１２６のようなサブシステム
をいくつか含む。ＰＣＭ１２０は、メインコンピュータ
１０１によりプログラム制御の下に発生された制御信号
を利用して、傾きコイルの励磁を制御するデジタル波形
と、ＲＦ励振パルスを変調するためにトランシーバ１２
２で用いられるＲＦ包絡線波形とを発生する。傾き波形
は、Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚ増幅１３０，１３２，１３４で構
成されている傾き増幅器装置１２８へ加えられる。各増
幅器１３０，１３２，１３４は、磁石組立体１４６の一
部である対応する傾きコイル組立体１３６を励振するた
めに用いられる。励振された傾きコイルは磁界の傾きＧ
ｘ，Ｇｙ，Ｇｚを生ずる。
【００３１】傾き磁界は、トランシーバ１２２とＲＦ増
幅器１２３およびＲＦコイル１３８により発生された無
線周波パルスに組合わされて、検査されている患者の部
位から出るＭＲＩ信号へ空間情報を符号化する。ＲＦ変
調波変調とモード制御のために、パルス制御モジュール
１２０により供給された波形と制御信号が利用される。
送信モードにおいては、送信器は無線周波信号をＲＦ電
力増幅器１２３へ供給する。このＲＦ電力増幅器は、主
磁石組立体１４６の内に位置させられているＲＦコイル
１３８を励振する。患者内の励起されたスピンにより放
射された共鳴信号は、送信コイルと同じＲＦコイルまた
は異なるＲＦコイルにより検出される。それらの共鳴信
号はトランシーバ１２２の受信機部で検出され、増幅さ
れ、復調され、ろ波され、デジタル化される。処理され
た信号は、インターフェイス１０２とトランシーバ１２
２を結合する専用の一方向高速デジタルリンク１０５に
よりメインコンピュータ１０１へ送られる。
【００３２】ＰＣＭ１２０とＳＣＭ１２４は独立したサ
ブシステムであって、主コンピュータ１０１と、患者位
置決定装置１５２のような周辺装置と通信し、かつ直列
通信リンク１０３により相互に通信する。ＰＣＭ１２０
とＳＣＭ１２４は、メインコンピュータ１０１からの指
令を処理するために、インテル（Ｉｎｔｅｌ）８０８６
のような１６ビットマイクロプロセッサでおのおの構成
される。ＳＣＭ１２４は、患者台の位置と、可動患者整
列光扇状ビーム（図示せず）の位置とについての情報を
得るための手段を含む。この情報は、画像表示パラメー
タと再構成パラメータを変更するために、メインコンピ
ュータ１０１により用いられる。ＳＣＭ１２４は、患者
移動および整列装置の作動のような機能の開始も行う。
【００３３】傾きコイル組立体１３６とＲＦ送受信コイ
ル１３８は、分極磁界を生ずるために利用される磁石の
穴の中に設けられる。磁石は、患者整列装置１４８と、
シムコイル電源１４０と、主磁石電源１４２とを含む主
磁石組立体の一部を形成する。主電源１４２は、磁石に
より発生される分極磁界の強さを１．５テスラの適正な
動作強さにし、それから切離される。
【００３４】外部からの妨害を最小にするために、磁石
と傾きコイルおよびＲＦ送受信コイルならびに患者取扱
い装置で構成されているＭＲＩ装置の部品はＲＦ遮蔽室
１４４に納められる。この遮蔽室全体を囲む銅またはア
ルミニウムの網によって遮蔽が行われる。この遮蔽網は
装置により発生されるＲＦ信号を包み、遮蔽室の外部で
発生されたＲＦ信号から装置を遮蔽する。
【００３５】とくに図１と図２を参照すれば、トランシ
ーバ１２２は、電力増幅器１２３を介してコイル１３８
ＡにＲＦ励振信号を生ずる部分と、コイル１３８Ｂに誘
導された結果としての共鳴信号を受ける部分とを含む。
ＲＦ励起磁界のベース周波数すなわち搬送周波数は、メ
インコンピュータ１０１から通信リンク１０３を介して
１組のデジタル信号を受ける周波数合成器２００により
発生される。それらのデジタル信号は、出力端子２０１
に１ヘルツの分解能で発生すべき周波数を示す。この指
令されたＲＦ搬送波は変調器２０２へ加えられ、線２０
３を介して受けた信号に応じて周波数変調および振幅変
調される。その結果としてのＲＦ励起信号は、ＰＣＭ１
２０から線２０４を介して受けられる制御信号に応答し
てオン，オフされる。線２０５を介して供給されるＲＦ
励起パルス出力の大きさは、メインコンピュータ１０１
から通信リンク１０３を介してデジタル信号を受ける送
信減衰器回路２０６により減衰させられる。減衰させら
れたＲＦ励起パルスは、ＲＦ送信器コイル１３８Ａを励
振する電力増幅器１２３へ加えられる。
【００３６】対象中の励起されたスピンにより発生され
た共鳴信号は受信コイル１３８Ｂによりピックアップさ
れてから、受信器２０７の入力端子へ加えられる。受信
器２０７は、その共鳴信号を増幅する。この共鳴信号
は、メインコンピュータ１０１からリンク１０３を介し
て受けられるデジタル減衰信号によ決定される量だけ減
衰させられる。特定の信号獲得に求められる時間間隔に
わたってのみ共鳴信号が得られるように、受信器２０７
はＰＣＭ１２０から線２０８を介して受ける信号によっ
てもオン，オフされる。
【００３７】受けた共鳴信号は直角検波器２０９により
復調されて２つの信号Ｉ，Ｑを生ずる。それらの信号は
一対のアナログ−デジタル変換器２１５加へえられる。
直角検波器２０９は第２の周波数合成器２１０からＲＦ
信号も受ける。このＲＦ信号は、共鳴信号のうち、ＲＦ
基準信号と同相の成分（Ｉ信号）の振幅とその成分に対
して直角位相の成分（Ｑ信号）の振幅とを検出する。
【００３８】受けた共鳴信号の成分Ｉ，ＱはＡ／Ｄ変換
器２１５により６４KHz のサンプリング速度で、獲得期
間中を通じて連続的にサンプリングおよびデジタル化さ
れる。共鳴信号の成分Ｉ，Ｑのおのおのに対して２５６
個のデジタル数が同時に得られる。それらのデジタル数
は直列リンク１０５を介してメインコンピュータ１０１
へ加えられる。各デジタル数対はＩ＋ｉＱに等しい複素
値と考えられる。
【００３９】パルスシーケンス 平衡四点位相コントラスト血管撮影 図１のＭＲＩ装置は、希望の速度と静止画像を再構成す
るために十分なデータを集めるために一連のパルスシー
ケンスを行う。とくに図３Ａを参照すると、基準パルス
シーケンスはＧｚスライス選択傾きパルス３０１の存在
する中で、選択ＲＦ励起パルス３００が対象へ加えられ
る通常の第１種モーメント零化傾きエコーシーケンスで
ある。励起パルス３００はフリップ角αを有する。この
αの典型的な値は３０度である。スライス選択傾きパル
ス３０１によりひき起こされる位相推移のための励起パ
ルス３００の後の時刻ＴＥに発生される共鳴信号３０３
を補償し、ｚ軸に沿う速度に対する共鳴信号の感度をな
くすために正のＧｚ傾きパルス３０５が続く負のＧｚ傾
きパルス３０４が、米国特許第４，７３１，５８３号に
開示されているようにして、Ｇｚ傾きコイルにより発生
される。この技術には、一定速度で流れるスピンにより
ひき起こされる位相推移が、運動軸に沿う傾きの「モー
メント」の関数である、という事実を用いる。傾きのモ
ーメント、スピンの磁気モーメントと混同すべきでな
い、は一般に
【００４０】
【数３】
【００４１】で表される。ここにＧｚ（ｔ）は時間に関
する傾きＧｚの振幅、ｎはモーメントの次数である。０
次と１次のモーメントを０にセットすると、スピンの一
定速度によりひき起こされる位相推移が減少する。
【００４２】たとえば、パルス３０１と同じ幅で、逆符
号であるパルス３０４と、パルス３０１の幅の半分の幅
で、同じ高さのパルス３０５とを用いることによりＧｚ
のモーメントが補償される。パルス３０４と３０５はｚ
軸に沿うパルスを補償するが、運動の加速度およびより
高い次数を補償するためにより複雑な傾き波形も当業者
には周知である。
【００４３】共鳴信号３０３を位置符号化するために、
ＲＦ励起パルス３００を加えてまもなく、位相符号化Ｇ
ｙ傾きパルス３０６が対象へ加えられる。周知のよう
に、完全な走査は一連のそれらのパルスシーケンスで構
成される。それらのパルスシーケンスにおいては、Ｇｙ
位相符号化パルスの値が、一連の個別位相符号化値、た
とえば、２５６個の位相符号化値にわたって段階的に変
化させられて、スピンの位置を局所化し、ｙ軸にそ沿う
共鳴信号を発生する。
【００４４】ｘ軸に沿う位置は、傾きエコー共鳴信号３
０３が得られるときに発生され、かつ周波数が共鳴信号
３０３を符号化するＧｘ傾きパルス３０７により定めら
れる。Ｇｙ位相符号化傾きパルス３０６と異なり、Ｇｘ
読取り傾きパルス３０７は全走査中は一定値を保つ。傾
きエコー３０３を発生し、ｘ軸に沿う速度に対するそれ
の感度をなくすために、傾きパルス３０８、３０９は、
米国特許第４，７３１，５８３号に示されているよう
に、傾きパルス３０７の前にある。
【００４５】共鳴信号３０３は装置のトランシーバ１２
２により得られて、２５６個の複素数の行へデジタル化
される。それらの複素数はメインコンピュータ１０１の
メモリに記憶される。Ｇｚ位相化符号化の各値に対し
て、共鳴信号３０３が発生され、得られ、デジタル化さ
れ、複素数の別々の行に記憶される。コンピュータ１０
１に記憶されている複素数の三次元Ｎｘ×Ｎｙ×Ｎｚ
（たとえば２５６×１２８×１２８）マトリックスを得
るために、このプロセスは、Ｇｚ傾きにより選択された
種々のスライスに対して反復される。
【００４６】流れに対して感度を持たせる傾きが加えら
れない時にそのようにして発生された共鳴信号を、通常
のＭＲＩ画像データへフーリエ変換できる。この画像デ
ータをここで基準画像データセットＳ0 として呼ぶ。こ
の画像データは後述するように基準位相画像φ0 計算す
るために用いられる。
【００４７】本発明を実施するために必要なデータを得
るために更に３つの測定サイクルが行われる。それらの
測定サイクルは図３Ａのパルスシーケンスを用いる。し
かしこのパルスシーケンスは１つだけ異なる。その重要
な違いは、傾きのモーメントが、スピンの流れが位相推
移として検出できるようになるように、図３Ａのパルス
シーケンスの補償されたモーメントから、選択的に異な
ることである。
【００４８】とくに、以後の各ＭＲＩ測定サイクル中
は、磁界の傾きモーメントが共鳴信号３０３を３つのカ
ルテシアン座標のうち一対に沿う速度に選択的な感度を
持つようにする。それらの運動符号化磁界の傾きは、図
３Ａのパルスシーケンス内の位置符号化傾きＧｘ，Ｇ
ｙ，Ｇｚを生ずる同じコイルにより発生される。
【００４９】更に詳しくいえば、図３Ａのパルスシーケ
ンスを用いて基準測定が行われた後で、図３Ｂに示され
ている追加の傾きパルス３１０〜３１３によって１回目
の運動符号化測定が行われる。それら追加の傾きパルス
３１０〜３１３は図３Ａの運動を補償された傾きパルス
に加え合わされ、それらはｘ軸とｙ軸にそれぞれ沿う新
しい傾きを生ずる。それら追加の傾きパルス３１０／３
１１，３１２／３１３は、ｘ軸とｙ軸に沿って動くスピ
ンの速度に対して以後のＭＲＩ信号３０３に感度を持た
せる。
【００５０】各パルス３１０，３１１の領域Ａｘは同じ
であって、時間ｔx だけ隔てられている。したがって、
０に等しく補償された図３Ａのパルスシーケンスの第１
のモーメントからの第１のモーメントの変化はΔＭｘ1
＝Ａｘ ｔx である。同様に、パルス３１２と３１３の
領域Ａｙは時間ｔy だけ隔てられ、第１のモーメント変
化ΔＭｙ1 ＝Ａｙ ｔy を生ずる。前記したように、そ
れら第１のモーメント変化ΔＭｘ1 とΔＭｙ1 は速度感
度を決定する領域ＡｘとＡｙを調整することにより速度
感度は典型的に制御される。
【００５１】それらの運動符号化傾きパルス３１０〜３
１３は、複素数の２５６×１２８×１２８のアレイを生
ずるために対象の完全な走査に対して採用される。この
データセットは、フーリエ変換された時に画像（Ｓ1）
を生ずる。この画像は下記のように処理して第１の増加
させられた位相測定φ1 を生ずる。
【００５２】とくに図３Ａと図３Ｃを参照すると、ｘ軸
とｚ軸に沿う速度に対して共鳴信号３０３に感度を持た
せるために、第２の測定サイクルは運動符号化傾きパル
ス３１４〜３１７により行われる。パルス３１４と３１
５はパルス３１０と３１１にほぼ同じである。パルス３
１６，３１７は同じ領域Ａｚを有する。それらの領域は
時間ｔz だけ隔てられる。それらは第１のモーメントΔ
Ｍｚ1 ＝Ａｚ ｔzを変化させる。それらの運動符号化傾
きパルスは図３Ａの運動を補償された傾きパルスへ加え
わされる。結果としての共鳴信号が得られて複素数の２
５６×１２８×１２８アレイを生ずる。それらの複素数
は変換されて、第２の増加させられた位相測定φ2 を計
算するために用いられる画像データセットＳ2 を生ず
る。
【００５３】とくに図３Ａと図３Ｄを参照すると、ｙ軸
とｚ軸に沿う速度に対して感度を持たせるために、運動
符号化傾きパルス３１８〜３２１により最後の測定サイ
クルが行われる。パルス３１８，３１９はパルス３１
２，３１３とほぼ同じであり、パルス３２０，３２１は
パルス３１６，３１７とほぼ同じである。第１のモーメ
ントΔＭｚ1 とΔＡｚ1 を変化させるために、傾きパル
ス３１８〜３２１は図３Ａの補償された傾きパルスへ加
え合わされる。結果信号が得られて、第３の増加された
位相測定φ3 を計算するために用いられる複素数の２５
６×１２８×１２８の画像アレイＳ3 を生ずる。これで
この方法のデータ獲得過程は終わり、４つのデータセッ
トＳ0，Ｓ1，Ｓ2，Ｓ3，を用いるデータ処理過程が開始
される。
【００５４】必要なデータを得るために他の多くのパル
スシーケンスを使用できることが当業者には明らかであ
る。また、位相符号化値が増加させられる前に、各位相
符号化値、または「ビュー」、において４回の測定が行
われるように、４つのデータセットＳ0，Ｓ1，Ｓ2，
Ｓ3，の獲得をインターリーブできる。また、米国特許
第４，４４３，７６０号明細書に記載されているよう
に、信号対雑音比を改善するため、またはシステム誤差
を打消すために、各データセットに対する各位相符号化
値において多くの測定を行うことができる。最後に、各
位相測定ごとに第１の傾きモーメントＭ1 を生ずるため
に多くの異なるやり方がある。たとえば、傾きパルスの
形を図３Ｂ〜３Ｄに示す傾きパルスの形とは異ならせる
ことができ、または、第１のモーメントを増大させるた
めに傾きパルスを時間的に分離でき、あるいは傾きパル
スの持続時間を短くできる。また、１８０度ＲＦパルス
を用いるスピンエコーシーケンスを使用でき、および、
両極性傾きパルスを用いる代わりに、両方の速度符号化
パルスが１８０度ＲＦ励起パルスの両側に発生されるな
らば、それらの速度符号化パルスは同じ極性を持つこと
ができる。基準位相測定において非零傾き第１のモーメ
ントを含むことも可能であり、実際に、基準位相測定の
ために用いられるパルスが３本の座標軸のおのおのに沿
う第１のモーメント−ΔＭｘ1／２，−ΔＭｙ1／２，−
ΔＭｚ1／２ を有するものとすると、各シーケンスに対
する傾き第１のモーメントの大きさを小さくできる。重
要な要素は、第１のモーメントをΔＭ1 だけ変え、傾き
時刻ＴＥにおいて傾きパルス（零番目のモーメント）の
正味の全面積を変えることがないように各軸に対して傾
き波形が変えられることである。
【００５５】速度画像を生ずるための４つのデータセッ
トＳ0，Ｓ1，Ｓ2，Ｓ3の処理が図４に示されている。全
ての処理は内蔵されているプログラム中の命令の指揮の
下に、コンピュータ装置１００で行われる。獲得した共
鳴データを変換することにより発生される複素画像に対
する４つのデータセットＳ0，Ｓ1，Ｓ2，Ｓ3が、ブロッ
ク３３４〜３３７で示されている複素数のアレイＳ
0（ｘ，ｙ，ｚ），Ｓ1，（ｘ，ｙ，ｚ），Ｓ2（ｘ，
ｙ，ｚ），Ｓ3（ｘ，ｙ，ｚ）として格納される。アレ
イ３３４〜３３７の各要素は、４回の各実験において空
間中の場所、または画素、におけるスピンにより発生さ
れる共鳴信号の大きさと位相についての情報を含んでい
る複素数である。共鳴信号の位相はアレイ３３４〜３３
７の各要素に対して下記のようにして計算される。
【００５６】
【数４】
【００５７】ここに、Ｑ＝画素における複素数の「虚
数」部、Ｉ＝測定された値の「実数」成分、である。式
（４）で用いられる逆正接関数は、ＦＯＲＴＲＡＮコン
ピュータ言語における「ＡＴＡＮ２」のような四象限逆
正接であることが好ましい。それらの計算の結果とし
て、４つの２５６×１２８×１２８位相アレイ３３９〜
３４１が発生されて位相測定量 φ0（ｘ，ｙ，ｚ），φ
1（ｘ，ｙ，ｚ），φ2（ｘ，ｙ，ｚ），φ3（ｘ，ｙ，
ｚ）を生ずる。
【００５８】位相測定量φ0（ｘ，ｙ，ｚ）は１回目の
（たとえば流れが補償された）実験での各画素における
位相である。それらの値はＢ0 が一様でないこと、ＲＦ
の浸透効果、パルスシーケンスのタイミングのような要
因のために通常は正確には０ではない。φ1，φ2，φ3
の以後の測定もそれらの要因の影響を受ける。しかし、
それらは、図３Ｂ，３Ｃ，３Ｄの増加しながら加えられ
る運動符号化傾きパルスと、ｘ軸，ｙ軸およびｚ軸に沿
うスピンの速度とによる位相成分も含む。位相値φ0，
φ1，φ2，φ3を下記のようにして組合わせることによ
り、画像の各画素におけるスピンの３つの速度成分を計
算できる。空間内の各点（ｘ，ｙ，ｚ）に対して、下の
式を用いて速度成分Ｖｘ，Ｖｙ，Ｖｚが計算される。
【００５９】
【数５】
【００６０】ここに、ΔＭｘ1，ΔＭｙ1，ΔＭｚ1 は座
標軸ｘ，ｙ，ｚのおのおのにおける基準位相と他の位相
測定値の間の運動符号化傾きの第１のモーメントであ
る。それらの計算により、空間内の各点において速度の
ｘ成分、ｙ成分、ｚ成分をそれぞれ示す３つの２５６×
１２８×１２８素子アレイ３４２〜３４４が得られる結
果となる。それらの成分を組合わせて、空間内の各点に
おけるスピンの速さｖ（ｘ，ｙ，ｚ）を示す１つの速度
アレイ、Ｖ、３４５を生ずることができる。
【００６１】
【数６】
【００６２】速度アレイ３４５中の値を表示へマップで
きる。この表示においては速度値は画素の強さすなわち
輝度を制御する。
【００６３】好適な実施例においては、各方向における
第１のモーメント変化ΔＭｘ1 ，ΔＭｙ1，ΔＭｚ1は同
じである。もし運動方向が未知であればこれは理想的で
あるが、これはそうする必要はない。各軸に沿う種々の
流れ符号化の強さを用いることも可能である。たとえ
ば、φ1とφ2が測定される時は、図３Ｂ，図３Ｃにおい
てより大きいΔＭｘ1 （たとえばより大きいＡｘ）を用
いることにより、より強い符号化をｘ方向に使用でい
る。その場合には、式（５）に従ってＶｘは計算され
る。より大きいΔＭｘ1 を用いることによってより正確
な速度測定値が生ずるが、エイリアシングが起こる前は
それのダイナミックレンジは狭い。下記の条件のいずれ
かが存在するならばエイリアシングは起こる。
【００６４】
【数７】
【００６５】この制約に従って、第１のモーメントを選
択して、高速度に起因するエイリアシングを生ずること
なしに、各運動軸に沿って最も正確な測定値を生ずるこ
とができる。通常の大きさのアレイ３４６を下記のよう
にして生ずるために、複素アレイＳ0（ｘ，ｙ，ｚ） の
要素の大きさすなわちモジュラスも計算される。 Ｍ＝（Ｑ2＋Ｉ2）1/2 ここに、前と同様に Ｑ＝画素における複素数の「虚数」成分 Ｉ＝測定された値の「実数」成分 である。他の複数アレイ３３５〜３３７のいずれか、ま
たはそれらのアレイの組合わせを、大きいアレイ３４６
を発生するために用いることもできる。
【００６６】スピンエコープラス傾きを取消されたエコ
ー飛行時間血管撮影法あるいは、第２の実施例において
は、Ｍの大きさのアレイ３４６を、前記のように、通常
のスピンエコーシーケンスにより発生でき、Ｖ速度アレ
イ３４５を、飛行時間の測定に用いられる傾きを取消さ
れたエコーシーケンスにより発生できる。以下に説明す
るように、それら２つのアレイのデータを用いて、静止
組織の間および静止組織と流れている血液の間で、先に
求められた追加のＭＲＩ測定サイクルなしに、区別する
ためにそれら２つのアレイのデータを使用できる。
【００６７】組織種類と血液の分離 図１と図５を参照する。三次元速度および大きさデータ
アレイ３４５と３４６が組合わされてデータ値のアレイ
３４８を形成する。ここに、アレイ３４８の与えられた
座標値に対する各データ値が、速度アレイ３４５の対応
する座標からの値と、大きさアレイ３４６の対応する座
標からの値との２つの値で構成される。
【００６８】大きさアレイＭだけからのデータは、主オ
ペレータコンソール１１６におけるデータの二次元「ス
ライス」の画像３４９を発生するように、画像プロセッ
サ１０８へも送られる。種々の組織種類の間で最も明ら
かに識別するために表示されるスライス３４９が選択さ
れ、スライス画像３４９の表示中にライトペンまたは接
触感知スクリーンのようなデータ点選択器３５０によ
り、対応する画素を識別することによりいくつかのデー
タ点が選択される。対象とする組織のボリュームにわた
ってサンプルの一様な分布を行わせるためにデータ点が
選択される。たとえば、人の頭においては組織種類は
骨，脳，顔，空気，背骨および脳液（ＣＳＦ），動脈，
静脈，病変部および腫よう、およびそれらの組織種類の
希望する任意のサブセットを含むことがある。
【００６９】このようにして選択されたデータ点のアレ
イ座標はデータ点記憶装置３５２に記憶されて、各デー
タ点に対応するデータ値を将来決定できるようにする。
更に、スライス画像３４９の検査からオペレータにより
決定されるような特定の組織種類が、それらのデータ点
座標で記憶される。
【００７０】そのようなデータ点が多数、各種類で少な
くとも２０、選択された後で、各データ点に対する対応
するデータ値が、画像プロセッサ１０８ごとに散乱プロ
ット表示器３５４上にプロットされ、主コンソール１１
６に表示される。そのような散乱プロット３５４におけ
るデータ点は、種々の組織種類を表す集団になろうとす
る傾向がある。各データ点セットに、そこからそれが選
択されるような組織種類の識別のラベルが付けられたと
すると、データ点の集団を対応する組織種類で識別でき
る。更に、対象とする組織にわたってそのようなデータ
サンプルを一層一様に分布させるため、およびあいまい
な組織分類でそれらの領域を更に指定するために、追加
のサンプルデータ点を選択できる。したがって、スライ
ス表示３４９と、散乱プロット表示３５４と、データ点
選択器３５０による追加のデータ点の選択とを反復して
見ることにより、対象とする全ての組織種類にわたる一
様な分布のデータ点を妥当な期間中に選択できるように
される。たとえば、経験に富むユーザーは、５種類の組
織のおのおのに対する一様に分布された２０個のデータ
点を約５分間で得ることが判明している。
【００７１】データ点記憶装置３５２に適切な数のデー
タ点がひとたび集められると、データ点の座標と、対応
するデータ値と、残りのデータ値およびそれらのデータ
値の座標がＮ−最近近傍計算器３５６へ供給される。Ｎ
−最近近傍計算器はデータ値のアレイ３４８の各データ
値を調べ、そのデータ値に対する流れの値および大きさ
データの値を、データ点記憶装置３５２の選択された各
データ点に対する対応する流れおよび大きさデータと比
較する。それらの値において最も近いデータ点が最近近
傍として識別される。それから最近近傍データ点に関連
する組織の種類はそのデータ値へ割当てられる。データ
値アレイ３４８の各データ値がデータ点記憶装置３５２
内の最近近傍データ点の組織分類へ割当てられると、こ
の割当は特徴マップ３５８で表示できる。その特徴マッ
プにおいては、各組織分類へ異なる色が与えられるか
ら、組織分類の境界が明確にされる。
【００７２】次に図６を参照する。組織または血液分類
番号（１〜５）でおのおの識別されているデータ点の代
表的な散乱プロット３５４が、データ値の区分の境界を
示す特徴マップ３５８に重畳される。各分類番号に関連
する組織種類を表１に示す。
【００７３】
【００７４】静止している組織の間で識別するために流
れる感知する画像形成シーケンスを用いる性能に対する
鍵は、図６から明らかなように、静止組織が、流れ画像
により、自身を限られた程度まで識別するという事実で
ある。データ点記憶装置３５２において選択され、分類
されたデータに従って区分された追加のスライスを表示
し、調べることが可能である。表示される横断面中の各
組の色が一様であるとすると、元のデータが正しくサン
プルされたことになる。しかし、誤って分類された画素
は不正確な色の領域として現れて、元のサンプルがデー
タを完全には区別しなかったことを示す。いくつかの修
正されたサンプル点を元のセットに加え、最近近傍計算
器３５６当たりの最近近傍を再び決定することにより、
区分を改善できる。
【００７５】Ｎ−最近近傍法による組織分類の１つへの
各データ値のこの区分は計算的には簡単で、オペレータ
の介在は最小限でよく、高画質の特徴マップをほぼ全自
動で生ずる。データ値のアレイのデータ値および特徴マ
ップ３５８に従う組織分類は、区分されているデータ記
憶装置３６０に一緒に記憶される。図５の装置を用いて
データの区分を行う手順が図７に示されている。区分さ
れている記憶装置３６０からの区分されたデータは、特
徴フィルタ３６２によりろ波されてランダムに誤って分
類されたデータ値が除かれ、区分された組織の表面の方
向の粗雑な定義によりひき起こされた、表面に垂直なベ
クトルの変動が滑らかにされる。そのような粗雑な定義
が行われる理由は、組織領域の縁部が特徴マップ３５８
により発生される任意のステップ値だからである。した
がって、改善された表面表現を生ずるために滑らかに変
化する表面垂直ベクトルを形成するため、および分離さ
れている誤って分類されたデータ点の影響を除くため
に、区分されたデータのろ波が用いられる。三次元拡散
方程式を近似するために設計されたフィルタがこの目的
に適当である。三次元拡散方程式に従えば、ｉ番目の組
織の濃度ｃは
【００７６】
【数８】
【００７７】により与えられる拡散方程式に従って、時
間とともに展開する。最初は、ｉ番目の組織の濃度は、
各データ点が組織の中か、外かという意味で２進であ
る。時間の経過につれて、データ点は拡散方程式１１に
従って動くことを許され、組織表面における組成の急な
遷移が拡散するようになる。アスペクト比ａを、データ
のスライス厚さと表示される画素の寸法の比であるとす
ると、このアスペクト比で補正された３×３×３拡散フ
ィルタは、拡散フィルタの１回の反復の後では
【００７８】
【数９】
【００７９】の形をとる。拡散フィルタ方程式（１２）
は、十分滑らかにするが、組織の間の表面の解像力を大
きく劣化することがないように、データへ２回だけ適用
される。そのように滑らかにすることにより、分離され
たデータ値が除去され、組織の分類によるノイズの作用
を減少する。予測されるように、区分の改善と、ろ波に
よりひき起こされる解像力の低下との間に二律背反が存
在する。解像力を大きく低下させることなしにフィルタ
を２回適用できる。
【００８０】特徴フィルタ３６２によりろ波されたデー
タは、雑誌「磁気共鳴画像化（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅ
ｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）」第５巻５号、３４
５〜３５２ページ所載のクライン（Ｈ．Ｅ．Ｃｌｉｎ
ｅ）他の「連結アルゴリズムを用いる脳の高解像力３Ｄ
画像（Ｈｉｇｈ Ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ ３Ｄ Ｉｍａ
ｇｅｓ ｏｆ ｔｈｅ Ｂｒａｉｎ Ｕｓｉｎｇ ａ
Ｃｏｎｎｅｃｔｉｖｉｔｙ Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ）」に
記載されているような、既知の任意の連結計算器３６４
へ加えることができる。その連結計算器は組織中の与え
られた点からスタートし、近傍データ値を調べて表面デ
ータ値をトレースおよびマークすることにより表面を構
成する。更に詳しくいえば、連結アルゴリズムは再帰的
であって、表面上の種点でスタートし、近くの表面点を
集める。それらの表面点は次に次のレベルの再帰のため
の種点になる。同じ組織種類中のデータ点だけを調べる
必要があるが、計算量を大幅に減少すると同時に、表面
弁別を大きく改善する。その組織種類に対する連結され
ている全てのデータ点がマークされるまで、その再帰手
順は続けられる。ある表面点が、濃度ｃが１／２に等し
い遷移の中間点における等しい濃度の表面と交差する。
後で表示するために、対象とする全ての組織の表面を逐
次選択するためにこの連結アルゴリズムを使用できる。
【００８１】米国特許第４，７１９，５８５号と、雑誌
「メディカル・フィジックス（Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｈｙ
ｓｉｃｓ）」第１５巻３号、１９８８年５月／６月、３
２０〜３２７ページ所載のクライン（Ｈ．Ｅ．Ｃｌｉｎ
ｅ）他による「Ｘ線断層撮写真の三次元再構成のための
２つのアルゴリズム（Ｔｗｏ Ａｌｇｏｒｉｔｈｍｓｆ
ｏｒ ｔｈｅ Ｔｈｒｅｅ−Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ
Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｏｆ Ｔｏｍｏｇｒａ
ｍｓ）」と題する論文に記載をされているようないわゆ
る「立体分割」法を用いて、対象とする表面を定めるデ
ータ点を構成できる。この方法では、表示画素の寸法に
一致するデータの粗さを提供するために、隣接するデー
タサンプルの間で補間技術が用いられる。補間された各
表面点へ表面に垂直な補間されたベクトルを供給するた
めにも補間技術は用いられる。表面発生器３６６が、表
面に垂直なベクトルの表示リストを対象とする各表面へ
供給する。表面に垂直なベクトルのそれらのリストは画
像プロセッサ１０８へ供給される。向き選択器３６８に
よりユーザーは見る向きを選択でき、表示尺度選択器３
６９によりユーザーは利用可能な表示画素寸法にデータ
を一致させることができ、それにより表示解像力を最高
にする。画像プロセッサ１０８は、各組織に異なった色
で着色し、表面の傾きに比例する、または表面上の各点
における表面に垂直なベクトルと視角の間の角度差に比
例する重みにより、表面上の各点に陰影をつけることに
より、画像プロセッサ１０８はオペレータコンソール１
１６の表示とともに種々の表面を表示する。１９８８年
１１月２２日付の未決の米国特許出願 NO.２７５，１５
４に開示されているように、深さバッファにより、隠さ
れている表面を除去できる。標準的なグラフィック処理
ソフトウェアを用いて、表面を選択的に切り、回転さ
せ、平行移動させて、ユーザーが表面を最も有望な表現
で見ることができるようにする。そのような表示は外科
手術をどのように行うかを決定するため、または手術の
進行を検査するために典型的に用いられる。
【００８２】固体区分された三次元データアレイの内部
構造を表示するための一般的な技術が下記の米国特許お
よび未決の米国特許出願に開示されている。第４，７１
０，８７６号、第４，７１９，５８５号、第４，７２
９，０９８号、第４，７５１，６４３号、第４，７９
１，５６７号、第４，８２１，２１３号。１９８６年１
２月１９日付出願 NO.９４３，３５７、１９８８年９月
２１日付出願 NO.２４７，１８３、１９８８年１１月２
２日付出願 NO.２７５，１５４、１９８８年１２月１２
日付出願 NO.２８２，６６６、１９９０年１月１７日付
出願 NO.４６６，５２６号。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を用いるＭＲＩ装置のブロック図であ
る。
【図２】図１のＭＲＩ装置の一部を構成するトランシー
バのブロック図である。
【図３】スピンの速度を測定するためのデータを得るた
めに用いられるＭＲＩパルスシーケンスの波形図であ
る。
【図４】図３のパルスシーケンスを用いて得たＭＲＩデ
ータから基準画像と速度画像をどのようにして構成する
かを示す絵画的表現である。
【図５】組織と血液流表面を本発明に従って区分するた
めに用いられる図４の基準および速度画像をどのように
して用いるかを示す絵画的表現である。
【図６】本発明のデータ区分プロセスのためのサンプル
データ点を集めるのに有用である、種々の組織からのデ
ータ点をまとめることを示すＭＲＩデータの１つのスラ
イスの典型的な散乱プロットである。
【図７】組織表面と血液表面の三次元モデルを構成する
ために区分されたデータをどのようにして用いるかを示
す絵画的表現である。
【符号の説明】
１００ コンピュータ装置 １０１ ＣＰＵ １０２ インターフェイス １０６ アレイプロセッサ １０８ 画像プロセッサ １１６ 主オペレータコンソール １１８ システム制御器 １２０ パルス制御モジュール １２２ トランシーバ １２４ 状態・制御モジュール １２８ 傾き増幅器装置 １３６ 傾きコイル組立体 １３８ ＲＦ送信／受信コイル １４６ 主磁石組立体 １４８ 整列装置
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ウィリアム・エドワード・ロレンセン アメリカ合衆国 12094 ニューヨーク 州・ジョンソンヴィル・ハースサイド ド ライブ・14 (72)発明者 トーマス・エドワード・ケネディ アメリカ合衆国 53217 ウィスコンシン 州・ホワイトフィッシュ ベイ・ノース ベイ リッジ・5756

Claims (15)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 少なくとも２種類の静止組織と流れてい
    る血液とを有する身体の核スピンからＭＲＩデータのア
    レイを発生するためにＭＲＩ装置を用い、かつ静止して
    いる組織の種類の異なるそれぞれに対応する第１のサブ
    セットおよび第２のサブセットと、流れている血液に対
    応する第３のサブセットとにアレイを区分する以下の
    （ａ）〜（ｅ）の過程を有する方法。 （ａ）スピンの流れを示すデータアレイＶを発生する過
    程。 （ｂ）スピンの流れにほとんど感じないデータアレイＭ
    を発生する過程。 （ｃ）データアレイＶとＭを組み合わせて第３のデータ
    値のアレイを生ずる過程。 （ｄ）全データ値アレイより少数で、２つの静止組織種
    類および流れている血液にわたってほぼ一様に分布さ
    れ、第１のサブセットと、第２のサブセットおよび第３
    のサブセットのうちの１つへおのおの割り当てられる、
    複数のデータ点をデータ値から識別する過程。 （ｅ）残りのデータ値を第１のサブセットと第２のサブ
    セットおよび第３のサブセットに分離するためにデータ
    点の値を用いる過程。
  2. 【請求項２】 請求項１記載の方法において、基準およ
    び移相決定ＭＲＩ測定サイクルを実行することによりデ
    ータアレイＶを発生し、データアレイＭを発生するため
    に同じ測定サイクルを用いる方法。
  3. 【請求項３】 請求項１記載の方法において、データア
    レイＶを発生する過程（ａ）は、 ａ１）基準ＭＲＩデータセットＳ０を発生するために基
    準ＭＲＩ測定サイクルを実行する過程と、 ａ２）第１の直角座標に沿う動いているスピンの動きに
    対して画像データＳ１の結果としてのアレイに感度を持
    たせるために、前記基準ＭＲＩ測定サイクルとは異な
    る、前記第１の直角座標に沿って異なるモーメントを有
    するパルスを含むＭＲＩ装置により発生される磁界の傾
    きを発生する第２の軸ＭＲＩ測定サイクルを実行する過
    程と、 ａ３）第２の直角座標に沿う動いているスピンの動きに
    対して画像データＳ２の結果としてのアレイに感度を持
    たせるために、前記基準ＭＲＩ測定サイクルとは異な
    る、前記第２の直角座標に沿って異なるモーメントを有
    するパルスを含むＭＲＩ装置により発生される磁界の傾
    きを発生する第３の軸ＭＲＩ測定サイクルを実行する過
    程と、 ａ４）第３の直角座標に沿う動いているスピンの動きに
    対して画像データＳ３の結果としてのアレイに感度を持
    たせるために、前記基準ＭＲＩ測定サイクルとは異な
    る、前記第３の直角座標に沿って異なるモーメントを有
    するパルスを含むＭＲＩ装置により発生される磁界の傾
    きを発生する第４の軸ＭＲＩ測定サイクルを実行する過
    程と、 ａ５）画像データのアレイＳ０、Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３を組
    合わせてスピンの流れを示すデータアレイを計算する過
    程と、を備える方法。
  4. 【請求項４】 請求項３記載の方法において、データア
    レイＭを発生する、過程（ｂ）は、 ｂ１）基準ＭＲＩデータセットＳ０を発生するために基
    準ＭＲＩ測定サイクルを用いる過程と、 ｂ２）データアレイＭを発生するためにデータセットＳ
    ０の大きさを決定する過程と、を備える方法。
  5. 【請求項５】 請求項１記載の方法において、走行時
    間、傾きが思い出させたエコ測定サイクルからデータア
    レイＶを発生し、単一スピンエコー測定サイクルからデ
    ータアレイＭを発生する方法。
  6. 【請求項６】 請求項１記載の方法において、過程
    （ｅ）は、各データ値を、そのデータ値に最も近い値を
    有するデータ点のサブセットへ割当てることを含む方
    法。
  7. 【請求項７】 少なくとも２種類の静止組織と流れる血
    液とを有する身体の核スピンからＭＲＩデータのアレイ
    を発生し、かつ静止組織の種類の異なる１つに対応する
    第１のサブセットと第２のサブセット、および流れてい
    る血液に対応する第３のサブセットとにアレイを区分す
    るための以下の（ａ）〜（ｅ）の手段を有する装置。 （ａ）スピンの流れを示すデータアレイＶを発生する手
    段。 （ｂ）スピンの流れにほとんど感じないデータアレイＭ
    を発生する手段。 （ｃ）データアレイＶとＭを組み合わせて第３のデータ
    値アレイを生ずる手段。 （ｄ）全データ値アレイより少数で、２つの静止組織種
    類および流れている血液にわたってほぼ一様に分布さ
    れ、第１のサブセットと、第２のサブセットおよび第３
    のサブセットのうちの１つへおのおの割り当てられる、
    複数のデータ点をデータ値から識別する手段。 （ｅ）データ値に最も近い値を有するデータ点のサブセ
    ットへ各データ値を割当てる手段。
  8. 【請求項８】 非侵入データ収集手段により固体の内部
    から得られるデータ値の規則的なアレイを、前記固体内
    の種々の物理的構造に対応する値の関連するサブセット
    へ区分する以下の（ａ）〜（ｅ）の過程を有する方法。 （ａ）前記データ値の規則的なアレイを蓄積する過程。 （ｂ）データ値の全アレイより少数で、複数の前記物理
    的構造にわたって一様に分布させられて、１つの物理的
    構造におのおの関係づけられるデータ点の限られたサン
    プルを選択するために、前記データ値の規則的なアレイ
    を利用する過程。 （ｃ）データ値に最も近い値を有するデータ点の物理的
    構造へ各データ値を割当てるためにデータ点の前記サン
    プルを利用する過程。
  9. 【請求項９】 請求項８記載の方法において、構造縁部
    定義を改善するために前記割り当てられたデータ値の座
    標を拡散する過程を更に備える方法。
  10. 【請求項１０】 請求項８記載の方法において、前記デ
    ータ値はアレイの各座標に対して２つ以上のデータ値を
    有する方法。
  11. 【請求項１１】 請求項８記載の方法において、データ
    値のアレイをＭＲＩイメージングにより集める方法。
  12. 【請求項１２】 非侵入データ収集手段により固体の内
    部から得られるデータ値の規則的なアレイを、前記固体
    内の種々の物理的構造に対応する値の関連するサブセッ
    トへ区分する以下の（ａ）〜（ｃ）の手段を有する装
    置。 （ａ）前記データ値の規則的なアレイを蓄積する手段。 （ｂ）データ値の全アレイより少数で、複数の前記物理
    的構造にわたって一様に分布させられて、１つの物理的
    構造におのおの関係づけられるデータ上の限られたサン
    プルを選択するために、前記データ値の規則的なアレイ
    を利用する手段。 （ｃ）データ値に最も近い値を有するデータ点の物理的
    構造へ各データ値を割当てるためにデータ点の前記サン
    プルを利用する手段。
  13. 【請求項１３】 請求項１２記載の装置において、構造
    縁部の定義を改善するために前記割当てられたデータ値
    の座標を拡散する手段を更に備える装置。
  14. 【請求項１４】 請求項１２記載の装置において、前記
    データ値はアレイの各座標に対して２つ以上のデータ値
    を有する装置。
  15. 【請求項１５】 請求項１２記載の装置において、デー
    タ値のアレイはＭＲＩイメージングにより集められる装
    置。
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