JPH07148133A - アンジオグラフィ方法及び装置 - Google Patents

アンジオグラフィ方法及び装置

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JPH07148133A
JPH07148133A JP6081861A JP8186194A JPH07148133A JP H07148133 A JPH07148133 A JP H07148133A JP 6081861 A JP6081861 A JP 6081861A JP 8186194 A JP8186194 A JP 8186194A JP H07148133 A JPH07148133 A JP H07148133A
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JP
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dimensional array
voxel
voxels
intensity
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JP6081861A
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English (en)
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Mehran Moshfeghi
モスフェギー メーラン
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Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Philips Electronics NV
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Publication date
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T15/00—3D [Three Dimensional] image rendering
    • G06T15/08—Volume rendering

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  • Theoretical Computer Science (AREA)
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 背景雑音により妨害されず、血管の重なりお
よび深さキュー情報を含む解明に重要なディテールを含
むアンジオグラムを発生するアンジオグラフィ方法およ
び装置を提供するものである。 【構成】 飛行時間（タイム−オブ−フライト）または
位相コントラストＭＲＡボリュームイメージデータから
ピクセル強度の２次元アレイの形態のアンジオグラムを
決定する磁気共鳴アンジオグラフィ（ＭＲＡ）方法およ
び装置は積分投影（ＩＰ）法および同一の視野方向にお
ける最大強度投影（ＭＩＰ）法の２次元アレイのピクセ
ル毎の荷重和を用いる。積分投影ピクセルアレイは任意
の背景抑圧および視野方向に沿って変化する深さキュー
強度荷重関数の任意の適用によって形成する。背景抑圧
処理は非線形アンシャープフィルタ処理と、これに続く
強度しきい値ステップを含む。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は検査下にある被検体のあ
る領域から生ずる放射の信号サンプルから得られた、血
流および静止組織間のコントラストを示す体積測定デー
タセットから投影またはレイキャスティングによってア
ンジオグラムとして表示されるピクセルの２次元アレイ
を決定するアンジオグラフィ方法および装置に関するも
のである。特に本発明は積分投影法を用いるアンジオグ
ラフィに関するものである。
【０００２】
【従来の技術】メディカルイメージの分野では、３次元
イメージデータセット又は体積測定イメージを、Ｘ線コ
ンピュータトモグラフィー（ＣＴ）、核磁気共鳴イメー
ジング（ＭＲＩ）、ポジトロンエミッショントモグラフ
ィ（ＰＥＴ）、シングルフォトンエミッションコンピュ
ータトモグラフィ（ＳＰＥＣＴ）、ニュクリアメディシ
ントモグラフィ及び超音波形式のものにより収集するこ
とができる。更に、体積測定イメージは比較的薄い断層
の積層体の各々について２次元イメージデータとして収
集するのが一般的である。しかし、収集された体積測定
イメージはほぼ規則正しい３Ｄ格子又はアレイ内の格子
点に位置する強度値又はボクセル（体積要素）を有す
る。これらの方法は、血流中に造影剤を注入する予備ス
テップを用いることにより、血流と静止組織との間の向
上したコントラストを示す強度値を有する収集体積測定
イメージデータセットからアンジオグラムを発生させる
のに有用である。
【０００３】磁気共鳴アンジオグラフィ（ＭＲＡ）は、
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置により、ＲＦ及び
傾斜磁場パルスシーケンスを用いて、流れ効果又は速度
効果により血流と静止組織との間の向上したコントラス
トを発生するボクセルの３次元データセットを収集する
ことによって実施される。一般に、アンジオグラフィに
使用するＲＦ及び傾斜磁場パルスシーケンスは２Ｄ飛行
時間（time-of-flight）法又は３Ｄ位相コントラスト法
を用いる。２Ｄ飛行時間法では、多数の平行断層に対す
るスピン共鳴の収集が得られる。血流感知コントラスト
は断層内のほぼ飽和する静止スピンにより生じ、これら
のスピンから、ほぼ９０°のフリップ角度断層選択ＲＦ
励起パルスの比較的急速なくり返しによりスピン共鳴信
号が収集され、これは断層内を流れる血液中の不飽和ス
ピンのみが励起パルスを受ける直前に比較的強い縦方向
磁化を有するためである。これにより流れる血液から高
い強度のスピン共鳴信号が導出され、これら信号の強度
は断層に垂直な流入速度成分の量とともに増大する。ボ
クセル強度の３次元データセットは、種々の位相エンコ
ーティング傾斜磁場積分の反復シーケンスに対する読出
し傾斜磁場中に受信されるスピン共鳴信号の各断層のサ
ンプルに対する２次元フーリエ変換により得られる振幅
として計算される。位相コントラスト法では、バイポー
ラ傾斜パルスを用いて傾斜方向の速度に位相が依存する
スピン共鳴信号を発生させる。３Ｄ法では、スピン共鳴
サンプルの３次元データセットを収集する。これらのサ
ンプルから、ボクセル強度の３次元データセットを３次
元フーリエ変換により発生された位相値から得る。しか
し、得られた初期３次元データセットを、追加のボクセ
ルの介挿断層を補間することにより拡張して３次元デー
タセットを観察用にボクセルの２次元データセットに変
換することができる。
【０００４】３次元磁気共鳴アンジオグラフィ（ＭＲ
Ａ）データを２次元データに変換処理するディス予備イ
アルゴリズムは、「Magn. Res. Med. １８」ＰＰ．３８
４−３９４（１９９１）のH. Cline等の論文“Volume
Rendering and ConnectivityAlgorithms for MR A
ngiography”から既知である。代表的な変換法は、投影
方向又は観察方向の投影像の形成を用いる。投影法で
は、一般に、平行レイを３次元データセットを経て観察
方向に投影又は投射し、これらのレイを投影像のピクセ
ルと１対１に関連させ、各レイがインタセプトする又は
各レイに沿って補間された又はリサンプルされたボクセ
ルの強度から関連するピクセルの値を決定する。更に、
投影変換法により決定される２次元ピクセルアレイは、
観察前に、追加の介挿ピクセル行及び／又は列を補間す
ることによりサイズ拡張することができる。また、ゆっ
くり回転する観察方向に対応する種々の観察角度から見
た投影像を発生させ、これらの像をシネループに表示す
ることも有用である。このようなシネループは観察者が
アンジオグラムを血管の重なり及び深さ不明を解決する
のに役に立つ。
【０００５】最も広く使用されている投影法は最大強度
投影法（ＭＩＰ）である。高速計算であるこの方法で
は、各レイに沿うボクセル又は各レイに沿って補間され
たボクセル（ここで“補間”とはリサンプリングと同様
の処理を意味する）のうち最大強度を関連するピクセル
の強度として取り出す。ＭＩＰ像は原体積測定像内に存
在する多くの情報を除去したものである。単一ＭＩＰ像
は深さキュー又は血管の重なり情報を与えない。従っ
て、深さ不明及び血管の重なりを一つの像から解決する
ことは困難である。更に、血管エッジにおける信号の損
失（これにより血管が見かけ上細くなる）及び血管の太
さ情報の損失がある。この方法の他の欠点は、曲がりく
ねったループ状血管を血管動脈瘤と区別することが困難
であることにある。
【０００６】他の投影法は、いわゆる積分投影（ＩＰ）
法であり、この方法では各レイに沿うボクセル（又は各
レイに沿って補間されたボクセル）の強度の和を関連す
るピクセルの値として取り出す。高速実施は、３Ｄデー
タセットの投影方向の２Ｄ積分投影像が、３Ｄデータセ
ットのフーリエ変換の原点を通る、投影方向に垂直な平
面によりインタセプトされた（又はこの平面に沿って補
間された）２Ｄデータセットの逆２Ｄフーリエ変換に比
例するという関係を用いて達成することができる。ＩＰ
法は血管の太さ情報を保持する。その理由は、ピクセル
強度が投影方向の血管の太さの増大につれて大きくなる
からである。しかし、あいにく、積分された背景ボクセ
ルがアンジオグラム像内の重要な血管のディテールをか
くしてしまうことが生ずる。ＩＰ法の既知の変形法で
は、オペレータがセットした所定の強度しきい値以上の
強度を有するボクセルのみを加算する。この場合、しき
い値を低くセットしすぎると、背景ボクセルが依然とし
て血管のディテールを見えなくする。逆にしきい値を高
くセットしすぎると、小血管及びエッジ情報の損失を生
ずる。
【０００７】「Proceedings of Annual Meeting of
the Society of Magnetic Resonance in Medic
ine 」（１９９１），Ｐ．２０１のP.J.Keller等の論文
“SIMP：An Integrative Combination with MIP ”
に、ＩＰ法とＭＩＰ法の組合せ方法が開示されている。
この方法では、ユーザ決定しきい値以上の強度を有する
少なくとも２個のボクセルをインターセプトする各レイ
に対しスケールド積分投影法を用いる。少なくとも２個
のこのようなボクセルとインタセプトしないレイに対し
ては最大強度投影法を用いる。低すぎるしき値は主とし
てＩＰ像の特性を有するアンジオグラムを発生するが、
高すぎるしきい値は主としてＭＩＰ像の特性を有するア
ンジオグラムを発生する。
【０００８】「Proceedings of Annual Meeting of
the Society of Magnetic Resonance in Medic
ine 」（１９９１），Ｐ．８２０のF.R.Korosec 等の論
文“A Data Adaptive Reprojection Technique fo
r MR Angiography”に、積分投影法と最大強度投影法
を組み合わせた別の方法が開示されている。この方法で
は、原体積測定イメージデータを第１強度しきい値と比
較してぼやけた２進形態の血管マスクを決定する。この
ばやけた２進マスクを原体積測定イメージデータに適用
した後に、第２の（おそらく高い）強度しきい値を適用
して処理済体積測定イメージデータを形成する。最終画
像は、非線形強度変換により丸めた後の処理済体積測定
イメージデータの積分投影像と、原体積測定イメージデ
ータの最大強度投影像との加重平均とする。この方法は
しきい値に対しセットされた値に臨界的に依存し、更
に、深さキューがないために重なり合う血管の相対位置
が不明確のままであり、重なり合う血管の相対位置はイ
ンクリメント角度での一連の投影により決定する必要が
ある。更に、背景を抑圧するためにしきい値を十分高く
セットすると、最終画像に寄与する積分投影像内の血管
のディテールが除去され、は観察方向に沿う積分がない
場合にはこのようなディテールが最終画像に寄与する最
大強度投影像内に見えなくなる。
【０００９】「Proceedings of Annual Meeting of
the Society of Magnetic Resonance in Medic
ine 」（１９９１），Ｐ．７５７のJ.Listerud等の論文
“TRAP：Traced Ray by Array Processor ”に、最
大強度投影の前に、ダイナミックレンジ圧縮及び人工的
照明を用いる擬−表面変換法が開示されている。レンジ
イメージの人工的照明は近くにある構造を遠くにある構
造の前に重ねてそれより明るく観察者に見せるものであ
る。しかし、レンジイメージの最大強度投影は人工照明
により発生された深部情報の大部分を破壊すると共に、
ＭＩＰの既に述べた欠点をこうむる。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、背景
雑音により妨害されずに、血管の重なり及び深さキュー
情報を含む、解明に重要なディテールを含むアンジオグ
ラムを発生するアンジオグラフィ方法及び装置を提供す
ることにある。
【００１１】本発明の目的は、更に、積分投影の前に、
深さキューイングを用いるアンジオグラフィ方法及び装
置を提供することにある。
【００１２】本発明の他の目的は、積分投影の前に、血
管のディテール又はエッジを保存する背景抑圧手段を用
いるアンジオグラフィ方法及び装置を提供することにあ
る。
【００１３】本発明の更に他の目的は、積分投影及び最
大強度投影を組み合わせ、積分投影前に深さキューイン
グ及び／又は背景抑圧手段を用いるアンジオグラフィ方
法及び装置を提供することにある。
【００１４】
【課題を解決するための手段】簡単に説明すると、本発
明は、上述した目的及びその他の目的を達成するため
に、ピクセル強度の２次元アレイを決定するアンジオグ
ラフィ方法及び装置において、放射、例えばＭＲスピン
共鳴信号を誘起させ、被検体の一領域のボクセルから発
生させる。前記放射はボクセル内の血流により影響され
た特性、例えば振幅又は位相を有する。前記血流は血管
を含む心血管構造内にあるものとする。ボクセルは３つ
の互いに独立の直線方向、例えば直交方向の各方向に中
心間隔を有する。一領域のボクセルから射出する放射を
受信し、サンプリングして信号サンプルを収集する。こ
の信号サンプルの収集をボクセル強度の初期３次元アレ
イに変換する。このアレイの各次元は３つの直交方向の
各々に対応する。このアレイから他の３次元アレイ（こ
こでは予備深さキューアレイという）を、場合により追
加の介挿断層の補間によるアレイのサイズ拡張を含む所
望の予備処理を実行し且／又背景抑圧処理を実行するこ
とにより取り出す。この予備深さキュー３次元アレイの
ボクセル強度を所定の方向に与えられた深さキュー関数
に従って変更してボクセル強度の３次元深さキューアレ
イを形成する。次に、計算されたボクセル強度の深さキ
ューアレイに所定の方向に投影された各平行アレイがイ
ンタセプトするボクセル又は各平行レイに沿って補間さ
れたボクセルの強度から各レイに対するそれぞれの強度
の和を形成する。各レイは決定すべき２次元アレイのピ
クセルの一つとそれぞれ関連する。最后に、２次元アレ
イのそれぞれのピクセルの値をそれぞれのピクセルと関
連するレイに対するそれぞれの和の関数として決定す
る。
【００１５】本発明の他の特徴は、積分背景ボクセルが
血管ディテールを見えなくするのを阻止するとともに血
管のエッジを保存するために、背景抑圧プロレージャ
を、場合により補間による前述のアレイサイズ拡張を含
む所望の予備処理により初期３次元アレイから取り出さ
れた予備背景抑圧３次元アレイに適用して背景抑圧３次
元アレイを発生させることにある。この背景抑圧プロシ
ージャは非線形のアンシャープフィルタリングとこれに
続く強度しきい値ステップとを具える。非線形アンシャ
ープフィルタリングは、予備背景抑圧アレイのボクセル
の強度を第１強度値、即ち最大背景強度値と比較してボ
クセルを血流ボクセル及び背景ボクセルに区分し、予備
背景抑圧アレイの血流ボクセルを第１強度値より低い第
２強度値、即ち背景ボクセルの強度の平均値と置き替え
ることによりボクセルのクリップアレイを形成し、この
クリップアレイを低域空間フィルタ処理して平滑クリッ
プアレイを形成し、この平滑クリップアレイを予備背景
抑圧アレイからボクセルごとに差し引くことにより達成
する。強度しきい値ステップにより予備深さキューアレ
イ又は背景抑圧アレイを形成する。このステップは、し
きい値として（第１強度値−第２強度値）として計算さ
れる第３強度値を用いる。本発明の他の特徴は、ボクセ
ルの予備ＭＩＰ３次元アレイの投影時に、２次元アレイ
のそれぞれのピクセルと関連する同一方向のそれぞれの
平行レイがインタセプトするボクセル又はこれらレイに
沿って補間されたボクセルのそれぞれの最大強度を深さ
キューの関数として決定することにある。３次元予備Ｍ
ＩＰアレイは、場合により前述の補間によるアレイサイ
ズ拡張を含む予備処理により初期３次元アレイから取り
出す。更に、前述の２次元アレイのそれぞれのピクセル
の値の決定は、それぞれのピクセルと関連するレイに対
するそれぞれの最大強度及びそれぞれの和の加重結合を
形成することにより達成する。
【００１６】背景抑圧及び深さキューイング後の積分投
影は血管の重なりを含む血管のディテールを容易に解明
し得る態様に示す。この積分投影と最大強度投影の組合
せは、積分投影の形成時に過度に抑圧されてしまうディ
テールを提示するのに有用である。
【００１７】
【実施例】図１は磁気共鳴撮像装置（ＭＲＩ）１０の一
般的な簡単化した構成を示す。この装置において、主磁
場コイル１２により伸長状の測定空間１４内に安定で均
一な長手方向に向く磁場を形成する。このＭＲＩ装置の
近接範囲の磁場強度は０．１〜４．０テスラである。主
磁場コイル１２は抵抗性材料又は超電導材料で構成で
き、超電導材料で構成する場合電源１６は必要なコイル
電流を最初に供給するためにだけ用いる。測定空間１４
に作用する磁場は３個の独立して制御可能な傾斜磁場コ
イル１８の系により形成し、この傾斜磁場コイルは、電
源２０によって駆動された各コイル電流に比例して３つ
の直交方向の各方向に線形に変化する強度を有する長手
方向磁界を発生する。ＲＦコイル２２は、ＲＦ送信段２
４で形成されたＲＦパルスを送信／受信スイッチ２６を
介して受信しこれらパルスを測定空間１４に送信する。
すでに知られているように、これらＲＦパルスは主磁場
の強度及び注目する原子核（通常は水のプロトン）によ
って決定されるラーモア周波数とする。ＲＦコイル２２
は測定空間からの発生したスピン共鳴信号を受信し、こ
れらの信号をスイッチ２６を介して受信段２８に供給
し、この受信段においてスピン共鳴信号を検出しサンプ
リングしてからＡ／Ｄ変換器３０によりディジタル化す
る。シーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場用の電源
２０、送信／受信スイッチ２６、ＲＦ送信段２４及びＲ
Ｆ受信段２８を制御して測定空間について一連のサブ測
定を行なう。各サブ測定では、一部又は全部の長手方向
磁化を直交磁化に変換する少なくとも１個の読出すなわ
ち励起ＲＦパルスと、１個又はそれ以上の位相エンコー
ド傾斜パルス（この傾斜パルスの時間積分は各サブ測定
から次のサブ測定へとステップする）として機能する傾
斜パルスと、その後共鳴信号かＡ／Ｄ変換器３０によっ
てサンプリングされる期間中続く読出傾斜パルスとが含
まれる。
【００１８】典型的なものとして、飛行時間法を用いる
アンジオグラフィの場合、上記シーケンス制御は、静止
した組織だけを含むボクセルからではなく血液が流れる
ボルセルから比較的大きな振幅のスピン共鳴信号を誘導
するように構成する。いわゆる２Ｄ“マルチスライス”
収集が通常用いられており、この収集では、スライス選
択シーケンスを多数の（例えば５個）等間隔で厚さが既
知の平行スライスの積層体に順次に通用する。スライス
選択シーケンスにおいて、少なくともＲＦ読出パルスを
スライス選択傾斜パルスと同時に供給する。マルチスラ
イス収集の結果は各スライス毎に信号サンプルの２次元
アレイ（例えば、Ｋ空間として既知の空間周波数空間に
おいて２５６×２５６個の点を含む）となるので、この
マルチスライス収集はＡ／Ｄ変換器３０によってディジ
タルメモリ３２に供給される信号サンプルの有効な３次
元アレイとなる。各スライス毎の信号サンプルデータは
アレイプロセッサを構成するブロック３４において、個
別に２次フーリエ変換処理され、各スライス毎にピクセ
ル強度の２次アレイが発生する。この結果、ブロック３
４からディジタルメモリ３６に供給される多重平行スラ
イスに対するピクセルの収集は、ボクセル強度の３次元
アレイ（例えば、５×２５６×２５６個の点）と考える
ことができる。
【００１９】３Ｄ飛行時間法又は３Ｄ位相感知法のいず
れかを用いる場合、Ｋ空間のサンプル点の三次元アレイ
はメモリ３２に通常１個の次元について（ここでは、垂
直と称することにする）読み込まれ、別の次元より少な
い数の点で量子化される。この３次元Ｋ空間アレイは、
次にブロック３４において３次元フーリエ変換処理さ
れ、メモリ３６にボクセル強度の３次元アレイが形成さ
れる。
【００２０】このボクセル強度の３次元アレイはイメー
ジプロセッサ３８により処理され、ＣＲＴのような表示
装置４２上に表示されるピクセル強度の２次元アレイと
してディジタルメモリ４０に供給される。本発明による
イメージプロセッサは、アンジオグラフィに関連する背
景抑制３８ａ，補間３８ｂ，投影３８ｃ及び深さキュー
イング３８ｄのような種々の機能を達成するためのプロ
グラムモジュールを含む。
【００２１】図２はアンジオグラム４４として表示され
るピクセルの２次元アレイを発生させる投影モジュール
３８ｃの例を示す。このアンジオグラムは、５個の積層
スライス５０ａ〜５０ｅのピクセルであるボクセルの３
次元アレイ４８を通る視方向の平行レイを投射すること
によって得られ、各レイはアンジオグラムの関連するピ
クセルを発生する。説明のために、血管内の血流５２に
対応する３次元強度パターンを３次元アレイ４８と交差
する位置に示す。投影の結果、スライス５０ａ内の血管
５２ａ，５２ｂのディスク状のボリューム５４ａ，５４
ｂを構成するボクセルによりアンジオグラム４４の部分
５５ａ，５５ｂを構成するピクセルがそれぞれ投影され
る。ＭＲアンジオグラフィの最も一般的な投影技術は、
最大強度投影法（ＭＩＰ）である。ＭＩＰでは、アンジ
オグラムの各ピクセルの強度は、関連するレイが通過す
るボクセル強度のうちの最大強度のものが取出される。
あまり一般的でない投影技術は積分投影法（ＩＰ）であ
り、この積分投影法ではアジオグラムの各ピクセルの強
度は関連する光線が通過するボクセルの強度の和として
取り出される。上記の例では、投影の前又は後のいずれ
かにおいて補間を行わない場合、スライス５０ａ〜５０
ｅの図示の積層体の水平観察方向に生ずるアンジオグラ
ムは５個のピクセル分だけの高さとなること明らかであ
る。
【００２２】図３はイメージプロセッサ３８の動作を示
す血流チャートである。メモリ３６に記憶されているボ
リュームデータセット５６がイメージプロセッサの入力
であり、メモリ４０に記憶されているアンジオグラム５
７がその出力である。初めに、ステップ５８において、
ボリュームデータセットのボクセルの数が拡張するか否
かを決定する。この決定は操作者入力によって決定する
ことができるが、好ましくは補間するか否かのデフォル
ト条件を与え、介挿スライ又は補間すべき層の数及び向
きを存在するボリュームデータセット５６の空間形態に
基くデフォルト条件によって与える。補間処理６０は、
ステップ５８の決定がＹＥＳの場合だけモジュール３８
ｂにより実行する。少数のスライスだけが収集される場
合、付加的なボクセルを少なくともスライス方向に補間
することによって見掛上の解像度を改善することが望ま
しい。もとの隣接するスライス間に挿入される各スライ
ス又は各層を補間する望ましい技術は、欧州特許出願公
開第５７１０２６号“Directional Inrectional For
Magnetic Resonace Angiography”に記載されてい
る。上記公報に記載されている方向性補間処理において
は、隣接する原スライスの一方のスライスの各ボクセル
について、局部的な強度パターンに対する位置に関して
上記ボクセルと対応する他方の隣接するスライスのボク
セルが存在するか否かを決定している。対応関係が見い
出された場合、これらボクセル間を結ぶ局部的方向の補
間が用いられる。そうでない場合には、スライスと直交
する通常の局部的方向の補間が用いられる。この方向性
補間は、他の場合に傾斜する血管のエッジに沿って現わ
れ得る階段次の為像を除去する。
【００２３】次に、ステップ６２において、背景が強す
ぎ、モジュール３８ａによる背景抑圧処理６４が必要か
否かを決定する。この処理は図４及び表１に詳細に説明
されており、これから明らかなようにステップ６４ａ〜
６４ｆの非線形アンシャープフィルタリング処理及びこ
れに後続する強度閾値処理６４ｇを有している。この背
景抑圧処理を実行するか否かの決定は操作者が入力する
こともできる。ステップ６４ｂにおいて、入力アレイの
ボクセルを血流ボクセル及び背景ボクセルに区分し、背
景ボクセルの平均強度を決定する。この区分化はボクセ
ル強度を最大背景強度と比較することにより行なわれ、
血流ボクセルは最大背景強度よりも高い強度を有し、背
景ボクセルは最大背景ボクセル強度よりも低いか同等の
強度を有する。
【００２４】最大背景強度は操作者が入力する値とする
ことができるが、好ましくは最大背景強度は、操作者に
よって指定された血管構造を含む関心領域（ＲＯＩ）に
ついてステップ６４ａにおいて決定する。この領域の典
型的なヒストグラムを図５に示す。このヒストグラム
は、平均背景強度Ｉbg,mean 付近の低濃度において発生
する多数のボクセルピークと、最大背景強度Ｉbg,maxよ
り高い濃度で生ずる血流に対応する少数のピークを有し
ている。Ｉmean及びＩsdがＲＯＩの全てのボクセルの強
度の平均及び標準偏差とすると、最大背景強度はステッ
プ６４ａにおいて以下のようにして決定される。 Ｉbg,max＝Ｉmean＋Ｃ・Ｉsd ここで、Ｃは定数である。飛行時間法によるイメージの
場合、Ｃ＝２．０の値は、微小な血管を損失することな
く背景を抑圧できることが確かめられた。前述した区分
化の後、背景の平均強度Ｉbg,mean を、Ｉbg,max以下の
強度を有するＲＯＩ中の全てのボクセル強度の平均とし
てステップ６４ｃで決定する。ステップ６４ｄにおい
て、処理６４で入力されたアレイ中の血流に対応する全
てのボクセル（最大背景強度Ｉbg,maxよりも高い強度を
有するボクセル）の強度を平均背景強度Ｉbg,mean にセ
ットすることにより、クリップされたアレイを形成す
る。次に、ステップ６４ｅにおいて、クリップされたア
レイに低域フィルタ処理を行ない平滑クリップアレイを
形成する。各次元において３個のボクセル幅でフィルタ
リングするボックスカー（boxcar）平均フィルタが好適
である。その後、ステップ６４ｆにおいて、平滑化クリ
ップアレイを入力アレイから減算する。前述した非線形
アンシャープフィルタ部分は、血管エッジをぼかさない
高域フィルタ処理に影響を与える。上記低域フィルタ処
理は、一般的に背景強度の範囲をＩbg,max−Ｉbg,mean
処理により零にする。次に、強度閾値ステップ６４ｇに
おいて、Ｉthresh＝Ｉbg,max−Ｉbg,mean に等しいか又
はそれ以下の強度のボクセルを零にする。
【００２５】ステップ６６において、深さキューを行な
うか否かを操作者入力により決定する。深さキューが選
択されると、ステップ６８において、ボリュームイメー
ジに関して固定された背面側基準深さ位置から前側基準
深さ位置までの観察方向の距離に亘って単調に増加する
強度増倍スケール因子を有するスケール関数を用いてコ
ントラストを導出し、これにより近い位置の被観察物が
遠い側の被観察物よりも一層明るくなるようにする。種
々の単調な関数を用いることができ、現在想定される好
適な関数は図６に示す線形に増加する関数である。
【００２６】図６を参照するに、観察方向はＹ軸方向と
する。前側及び後側の深さキュー基準面はそれぞれＹ＝
Ｙf ，Ｙ＝Ｙb で示す。位置Ｙにおける２個の面間のボ
クセルの強度を増倍するスケール因子Ｓは次式で与えら
れる。 Ｓ＝Ｓb ＋（Ｙ−Ｙb ）・（Ｓf −Ｓb ）／（Ｙf −Ｙb ） ここで、前側及び後側の深さキュー基準面におけるボク
セルに対するスケール因子を、それぞれＳ＝Ｓf 及びＳ
＝Ｓb とする。Ｙb よりも後側の位置に対する因子はＳ
b とし、Ｙf よりも前側位置に対する因子はＳf とす
る。
【００２７】選択的な深さキュー処理の後、ステップ７
０において、観察方向（一般的に図２に示す）のボリュ
ームイメージを経て投影される平行レイと関連するピク
セルに各光線が交差するボクセルの強度の和を割り当て
ることにより積分投影を行なう。投影処理において、平
行レイがボクセルの中心を正確に通過しない場合、レイ
上に位置するボクセル強度を補間し、又は等価的にボリ
ュームイメージを再サンプタング（補間処理により）し
てレイ上に位置する新しいボクセルを決定するのが好都
合である。ボクセル強度の投影レイに沿う３−リニア補
間が周知であり好都合である。
【００２８】次に得られた２次元イメージを強度につい
てスケーリングし、以下の線形式を用いて零からＩ
new,max の範囲内に位置させる。 Ｉnew ＝ I new,max×（Ｉold −Ｉthresb )／（Ｉold,max −Ｉthresb） ここで、 Ｉold ＝スケーリングする前の非零強度を有するピクセ
ルの強度 Ｉnew ＝スケーリング後のピクセルの強度 Ｉnew,max ＝スケーリング後の最大許容強度値（通常バ
イトスケール画像では２５５） Ｉold,max ＝スケーリング前のピクセルの最大強度 Ｉthresh＝ステップ６４ｇで用いた強度閾値 スケーリング前の零強度を有するピクセルはスケーリン
グ処理によって処理されず、従ってスケーリング後も零
強度を維持する。
【００２９】スケーリングされた積分投影（ＩＰ）像は
血管の重なり合いおよび太さを示す。背景抑圧処理手順
６４を用いた場合にはＩＰ像は従来の最大強度投影（Ｍ
ＩＰ）像よりも低い背景レベルを有する。さらに、深さ
キューステップ６８を用いた場合には深さキューによっ
て重なり合う血管の関連する部分を可視化することがで
きる。ＩＰ像は小血管に関してはＭＩＰ像より好ましく
ない。その理由はこれら像が細く且つ暗いからである。
得られるＩＰ像の欠点は最大強度投影により追加のピク
セル強度成分を導入することにより補償し得ることを確
かめた。
【００３０】従って、ステップ７４では、最大強度投影
を予備背景抑圧ボリュームイメージ（背景抑圧選択ステ
ップ６２へのボリュームイメージ入力）に対して同一方
向に、積分投影（ＩＰ）ステップ７０で用いる場合と同
様の形態の平行投影レイにより行う。慣例のように、各
投影レイに関連するピクセルの強度は、各レイがインタ
セプトする、または各レイに沿って補間されたボクセル
強度の最大値として決めるようにする。次いで、ステッ
プ７６では得られたＭＩＰ像およびスケーリングされた
ＩＰ像のピクセル毎の荷重和を次式に従って形成する。 Ｉsum ＝（Ｉmip ＋Ｄ・Ｉnew ）／（Ｉ＋Ｄ） ここに Ｉmip ＝ＭＩＰ像のピクセルの強度 Ｉnew ＝スケーリングされたＩＰ像の同一ピクセルの強
度 Ｄ＝１〜４の範囲で好適な定数
【００３１】スケーリング７６で荷重和を形成する前
に、ステップ７２においてＭＩＰ像の強度Ｉmip も０〜
Ｉnewmaxの範囲内にスケーリングする。
【００３２】荷重和の２次元像を形成した後、ステップ
７８において、荷重和像のピクセル数を拡張するか否か
を、例えばディス予備イ４２においてＲＯＩによりスパ
ンすべき多数のラインの数またはピクセルの数から決め
る。ピクセルの拡張が指示された場合にはこれを２Ｄ補
間ステップ８０で行い、現在のライン間にピクセルのさ
らに他のラインを決めるようにする。好適にはこのステ
ップも３次元補間ステップ６０につき説明した本願人の
前の特許出願の方向性補間技術を用いる。
【００３３】最終アンジオグラフィ像５７はＭＩＰ像の
小血管のディテール並びに深さキューされた積分投影像
の血管交差、太さおよび深さ情報を有する。背景抑圧処
理６４は背景値の高い飛行時間ボリューム像のデータに
対して有効であることを確かめた。しかし、位相コント
ラストボエューム像のデータは高い血管対背景コントラ
ストをを有し、背景抑圧を必要としない。深さキュース
テップは湾曲した大脳動脈を可視化するのに極めて有利
であることを確かめた。
【００３４】本発明によれば各投影に多数の情報を提供
し、従ってアンジオグラムの解明を行うために異なる視
野方向からの少数の投影を少数必要とするだけである。
本発明はウイリス輪、洞、頸動脈分岐、頸動脈サイフォ
ン、肺動脈および抹消血管に好適に適用することができ
る。
【００３５】本発明はＭＲアンジオグラフィにつき詳細
に説明したが、その多くの原理はＣＴおよび核医療断層
撮影に限定されない他の医療像物理療法にも適用するこ
とができる。本発明は上述した例にのみ限定されるもの
ではなく要旨を変更しない範囲内で種々の変形や変更が
可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施に使用し得るイメージプロセッサ
を具えた磁気共鳴イメージング装置の簡略図である。
【図２】投影によるアンジオグラムの発生の説明図であ
る。
【図３】図１のイメージプロセッサにより実行される背
景抑圧プロシージャ及び深さキューイングプロシージャ
を含む処理を示す血流チャートである。
【図４】図３の背景抑圧プロシージャの血流チャートで
ある。
【図５】図３の背景抑圧プロシージャに対する入力アレ
イの代表的なヒストグラムを示す図である。
【図６】図３の深さキューイングプロシージャに使用す
る深さキュー関数のグラフを示す図である。
【符号の説明】
１２ 磁場コイル １４ 測定空間 １８ 傾斜磁場コイル ２２ ＲＦコイル １６，２０ 電源 ２４ ＲＦ送信段 ２６ 送／受スイッチ ２８ 受信数 ３０ Ａ／Ｄ変換器 ３１ シーケンス コントローラ ３２ ディジタルメモリ ３４ アレイプロセッサ ３６ ディジタルメモリ ３８ イメージプロセッサ ３８ａ 背景抑圧モジュール ３８ｂ 補間モジュール ３８ｃ 投影モジュール ３８ｄ 深さキューイングモジュール ４０ ディジタルメモリ ４２ 表示装置 ４４ アンジオグラム ４８ スライス積層体 ５０ａ〜５０ｅ スライス ５２ａ，５２ｄ 血管 ５４ａ，５４ｂ ボクセル ５５ａ，５５ｂ ピクセル

Claims (10)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 検査下にある被検体のある領域の３つの
    独立した直線方向の各方向に中心間隔を有する体積要素
    （ボクセル）から、血管を含む心臓血管構造内にある前
    記ボクセル内の血流によって影響された特性を有する放
    射を誘導放出させ；前記領域のボクセルからでる放射を
    受け、且つサンプリングして信号サンプルを収集し；前
    記信号サンプルの収集を各次元が前記３つの独立した直
    線方向の各々に対応するピクセル強度の初期３次元アレ
    イに変換し；所定の方向に適用される深さキュー関数に
    従って前記初期アレイから取出したピクセル強度の予備
    深さキュー３次元アレイのボクセル強度を修正してボク
    セル強度の３次元深さキューアレイを形成し；計算され
    たボクセル強度の前記深さキューアレイを経て所定方向
    に投影された、決定すべき２次元アレイのピクセルの各
    々と関連するそれぞれの平行レイがインタセプトする、
    またはそれぞれの平行レイに沿って補間されたボクセル
    の強度を加算してそれぞれの平行レイに対するボクセル
    強度の和を形成し；前記２次元アレイの各ピクセルの値
    をそれぞれのピクセルと関連するレイに対するそれぞれ
    の和の関数として決めることを特徴とするピクセル強度
    の２次元アレイを決定するアンジオグラフィ方法。
  2. 【請求項２】 前記初期３次元アレイから取出したボク
    セル強度の予備最大強度投影（ＭＩＰ）３次元アレイを
    投影する際、前記それぞれのピクセルと関連する、所定
    方向に向けられたそれぞれの平行レイがインタセプトす
    る、またはそれぞれの平行レイに沿って補間されたボク
    セルのそれぞれの最大強度を決め、且つ、前記２次元ア
    レイのそれぞれのピクセルの値をそれぞれのピクセルに
    関連するレイに対するそれぞれの最大強度およびそれぞ
    れの和の荷重結合を形成することによって決定すること
    を特徴とする請求項１に記載のアンジオグラフィ方法。
  3. 【請求項３】 前記初期３次元アレイから予備背景抑圧
    ３次元アレイを取出し、且つ前記予備深さキュー３次元
    アレイを予備背景抑圧３次元アレイから次の操作：前記
    予備背景抑圧３次元アレイのボクセルの強度を第１強度
    値と比較してこのボクセルを血流ボクセルおよび背景ボ
    クセルに区分し；前記予備背景抑圧３次元アレイの前記
    血流ボクセルを第１強度値より低い第２強度値と置換し
    てボクセルのクリップアレイを形成し；前記クリップア
    レイに低域空間フィルタを適用して平滑クリップアレイ
    を形成し；前記予備背景抑圧３次元アレイから前記平滑
    ボクセルアレイをボクセル毎に減算して予備しきい値処
    理アレイを形成し；この予備しきい値処理アレイを第３
    強度値に対して強度しきい値処理して予備深さキューア
    レイを形成する；ことによって取出すことを特徴とする
    請求項１に記載のアンジオグラフィ方法。
  4. 【請求項４】 検査下にある被検体のある領域の３つの
    独立した直線方向の各方向に中心間隔を有する体積要素
    （ボクセル）から、血管を含む心臓血管構造内にある前
    記ボクセル内の血流によって影響された特性を有する放
    射を誘導放出させ；前記領域のボクセルからでる放射を
    受け、且つサンプリングして信号サンプルを収集し；前
    記信号サンプルの収集を各次元が前記３つの独立した直
    線方向の各々に対応するピクセル強度の初期３次元アレ
    イに変換し；前記初期３次元アレイから取出された予備
    背景抑圧３次元アレイからつぎの処理： （ａ）予備背景抑圧３次元アレイのボクセルの強度を第
    １強度値と比較して前記ボクセルを血流ボクセルおよび
    背景ボクセルに区分し； （ｂ）前記予備背景抑圧３次元アレイの前記血流ボクセ
    ルを第１強度値以下の第２強度値と置換してボクセルの
    クリップアレイを形成し； （ｃ）前記クリップアレイに低域空間フィルタを適用し
    て平滑クリップアレイを形成し； （ｄ）前記予備背景抑圧３次元アレイから前記平滑ボク
    セルアレイをボクセル毎に減算して予備しきい値処理ア
    レイを形成し； （ｅ）この予備しきい値処理アレイを第３強度値に対し
    て強度しきい値処理して予備深さキューアレイを形成す
    る処理；を施すことにより背景抑圧３次元アレイを取出
    し；計算されたボクセル強度の前記深さキューアレイを
    経て所定方向に投影された、２次元アレイのそれぞれの
    ピクセルと関連するそれぞれの平行レイがインタセプト
    する、またはそれぞれの平行レイに沿って補間されたボ
    クセルの強度を加算してそれぞれの平行レイに対するそ
    れぞれの和を形成し；２次元アレイのそれぞれのピクセ
    ルの値をそれぞれのピクセルと関連するレイに対するそ
    れぞれの和の関数として決めることを特徴とするピクセ
    ル強度の２次元アレイを決定するアンジオグラフィ方
    法。
  5. 【請求項５】 前記初期３次元アレイから取出したボク
    セル強度の予備最大強度投影（ＭＩＰ）３次元アレイを
    投影する際、前記それぞれのピクセルに関連する、所定
    方向に向けられたそれぞれの平行レイがインタセプトす
    る、またはそれぞれの平行レイに沿って補間されたボク
    セルのそれぞれの最大強度を決め、且つ、前記２次元ア
    レイのそれぞれのピクセルの値の決定はそれぞれのピク
    セルと関連するレイに対するそれぞれの最大強度および
    それぞれの和の荷重結合を形成することによって行うこ
    とを特徴とする請求項４に記載のアンジオグラフィ方
    法。
  6. 【請求項６】 前記誘導され且つ受信される放射はＭＲ
    スピンＲＦ信号であることを特徴とする請求項１，２，
    ３，４または５に記載のアンジオグラフィ方法。
  7. 【請求項７】 検査下にある被検体のある領域の３つの
    独立した直線方向の各方向に中心間隔を有する体積要素
    （ボクセル）から、血管を含む心臓血管構造内にある前
    記ボクセル内の血流によって影響された特性を有する放
    射を誘導放出する手段と；前記領域のボクセルからでる
    放射を受け、且つサンプリングして信号サンプルを収集
    する手段と；前記信号サンプルの収集を各次元が前記３
    つの独立した直線方向の各方向に対応するピクセル強度
    の初期３次元アレイに変換する手段と；画像処理手段と
    を具え；この画像処理手段は、 （ａ）所定の方向に適用される深さキュー関数に従って
    前記初期アレイから取出したピクセル強度の予備深さキ
    ュー３次元アレイのボクセル強度を修正してボクセル強
    度の３次元深さキューアレイを形成する手段と； （ｂ）計算されたボクセル強度の前記深さキューアレイ
    を経て所定方向に投影された、決定すべき２次元アレイ
    のそれぞれのピクセルとに関連するそれぞれの平行レイ
    がインタセプトする、またはそれぞれの平行レイに沿っ
    て補間されたボクセルの強度を加算してそれぞれの平行
    レイに対するボクセル強度の和を形成する手段と； （ｃ）２次元アレイのそれぞれのピクセルの値をそれぞ
    れのピクセルと関連するレイに対するそれぞれの和の関
    数として決める手段とを具えることを特徴とするピクセ
    ル強度の２次元アレイを決定するアンジオグラフィ装
    置。
  8. 【請求項８】 前記像処理手段は前記初期３次元アレイ
    から取出したボクセル強度の予備最大強度投影（ＭＩ
    Ｐ）３次元アレイを経て投影する際、前記それぞれのピ
    クセルと関連する、所定方向に向けられたそれぞれの平
    行レイがインタセプトする、またはそれぞれの平行レイ
    に沿って補間されたそれぞれの最大強度を決める手段を
    更に具え、且つ、前記２次元アレイのそれぞれのピクセ
    ルの値の決定する手段はそれぞれのピクセルと関連する
    レイに対するそれぞれの最大強度およびそれぞれの和の
    荷重結合を形成する手段を具えることを特徴とする請求
    項７に記載のアンジオグラフィ装置。
  9. 【請求項９】 予備背景抑圧３次元アレイを前記初期３
    次元アレイから取出すようにした請求項７又は８記載の
    装置において、前記像処理手段は前記予備背景抑圧３次
    元アレイを前記予備深さキューアレイに変換する背景抑
    圧手段を更に具え、この背景抑圧手段は：前記予備背景
    抑圧３次元アレイのボクセルの強度を第１強度値と比較
    してこのボクセルを血流ボクセルおよび背景ボクセルに
    区分する手段と；前記予備背景抑圧３次元アレイの前記
    血流ボクセルを第１強度値より低い第２強度値と置換し
    てボクセルのクリップアレイを形成する手段と；前記ク
    リップアレイに低域空間フィルタを適用して平滑クリッ
    プアレイを形成する手段と；前記予備背景抑圧３次元ア
    レイから前記平滑ボクセルアレイをボクセル毎に減算し
    て予備しきい値処理アレイを形成する手段と；この予備
    しきい値処理アレイを第３強度値に対して強度しきい値
    処理して予備深さキューアレイを形成する手段と；を具
    えることを特徴とするアンジオグラフィ装置。
  10. 【請求項１０】 前記誘導させ受信するた放射はＭＲス
    ピンＲＦ信号であることを特徴とする請求項７，８また
    は９に記載のピクセル強度の２次元アレイを決定するア
    ンジオグラフィ装置。
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