JPH081666B2 - 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 - Google Patents

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

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JPH081666B2
JPH081666B2 JP5581592A JP5581592A JPH081666B2 JP H081666 B2 JPH081666 B2 JP H081666B2 JP 5581592 A JP5581592 A JP 5581592A JP 5581592 A JP5581592 A JP 5581592A JP H081666 B2 JPH081666 B2 JP H081666B2
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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
って三次元の磁気共鳴造影データまたは固定組織データ
を二次元画像に変形する方法および装置であって、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およ
び装置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、体積のデータまたは順次のスライスのデータ
の取得により、三次元の空間分解能でデータセット（ｄ
ａｔａｓｅｔ）を作成する方法が含まれる。これらの技
術では、タイム・オブ・フライト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（すなわち流体の流
れを際立たせるためのコントラスト）を作成する。この
とき実際的な実時間三次元表示技術（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の空間的表示に
変形される。これは一般に順次の視角（ｖｉｅｗ ａｎ
ｇｌｅ）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表示画面上に早いシーケ
ンスで繰り返し表示することにより、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（ray 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（ｆｅａｔｕｒｅ）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
タイム・オブ・フライトデータの場合には特にそうであ
る。その理由は、データボリューム（ｖｏｌｕｍｅ）の
中で血管データがまばらであり、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（すなわち血管内の血液の流れに関する信号）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された。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」（Ｄｕ
ｍｏｕｌｉｎ，Ｃ．Ｌ．，Ｓｏｕｚａ，Ｓ．Ｐ．，Ｗａ
ｌｋｅｒ，Ｍ．Ｆ．，ａｎｄＷａｇｌｅ，Ｗ．，”Ｔｈ
ｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｐｈａｓｅ ｃｏｎ
ｔｒａｓｔ ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ，”，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タ
イム・オブ・フライト磁気共鳴造影法」（Ａｒｍａｔｕ
ｒ，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
ｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）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
流れの速度（血液の流速）が最大値を超えたときであ
り、この場合印加されるＭＲパルスシーケンス中の流れ
符号化（ｆｌｏｗ ｅｎｃｏｄｉｎｇ）パルスにより単
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表示されないで視線に
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
クトを導入せず、実際の被検体内部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体の体積から
得られた三次元の磁気共鳴（ＭＲ）流体流データ（すな
わち流体の流れに関する磁気共鳴データ）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。
【０００６】
【発明の概要】本発明によれば、被検体の体積の三次元
磁気共鳴流体流または固定組織測定値 （すなわちの三次
元の流体の流れまたは固定組織についての磁気共鳴測定
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体の磁
気共鳴測定される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（配列）の計算
された統計量である。統計量の次数（ｏｒｄｅｒ）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
元データセットの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（ｐｏｗｅｒ）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。これらの重み付けされたボクセル差を加算
し、そ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（すなわち流体の流れを表す
二次元画像）として表示される。
【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。
【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。
【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。
【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
ットのボリューム４１が得られる。この三次元データセ
ットのボリューム４１は多数のボクセルで構成され、ほ
ぼ図３に示すイメージング対象の体積５４に対応し、イ
メージング対象の体積５４内で生じる流体の流れに関す
るデータを有する。
【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すなわち二次元表示装置４３０に
表示データを送る。ディスプレイ装置すなわち表示装置
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表示するため、三次
元データセットのボリューム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
ットのボリューム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。
各投影振幅４５は、投影射線４８に沿って複数（４３）
のデータセットエントリー４６を処理することによって
作成される。ここで各データセットエントリーは被検者
の対応するボクセルを表す。
【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
ｉｍｕｍ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏ
ｎ）では単に投影射線４８に沿ったボクセルの内の最高
振幅を有するボクセルの値を取り、この値を投影射線４
８の投影振幅４５として使っている。
【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。
【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はタイム・オブ・フライト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の雑音がこの分布の平均（その最低次の統計量）
を支配し、ボクセル値１２からの寄与分は僅かしかな
い。
【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。
【００１８】
【数３】 １ N ───── Σ（Ｖ−Ｖi ）k Ｎσk-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
幅の測度（ｍｅａｓｕｒｅ）である。ｋ＝３はひずみ
（分布の非対称性の測度）に対応する。ｋ＝４は尖度
（分布の平坦度または尖りの測度）に対応する。より高
次のｋを定義してもよく、また非整数の次数（たとえば
ｋ＝２．７）を定義してもよい。ＭＩＰ法はほぼｋ＝無
限と同等である。
【００１９】これらの統計的測度はそれぞれ本当に血管
と他の構造を検出するが、最良の測度は非常にデータに
依存する。図４に示される分布では、ひずみは最良の測
度と思われる。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１１は寄
与しないからである。データセットに対してＭＩＰ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、低い次数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。高い次数の統計量により、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の右側の尾部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
う最低次数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。タイム・オブ・フライトデ
ータの場合には、より高い次数の統計量が一般に、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。三次元の流体の流れに感応する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で一組のデータセットエントリー４
３の平均が求められる。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。
【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
４８に対する重み付けされた投影値４５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
セットのボリューム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
表示装置（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４０５を介し
て図１の表示装置４３０に表示されて観測、判定され
る。ここに述べた方法は三次元ＭＲ流体流データから高
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ＭＲ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。
【図面の簡単な説明】
【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。
【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のボリューム、投影射線、
および投影射線に対して得られる重み付けされた投影値
を示す。
【図３】図２に示す三次元データセットのボリュームに
対応するイメージング対象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。
【図５】代表的な「タイム・オブ・フライト」流体流画
像のヒストグラムである。
【図６】本発明の使用を示す流れ図である。
【符号の説明】
４１ 三次元データセットのボリューム 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.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 7638−2Ｊ Ａ６１Ｂ 5/05 ３８０ (72)発明者 チャールズ・ルシアン・ダムリン アメリカ合衆国、ニューヨーク州、ボルス トン・レーク、テラス・コート、36番

Claims (14)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 被検体の体積の収集された三次元画像デ
    ータから被検体の所望の構造の二次元投影画像を表示す
    る方法に於いて、 ａ） 複数のエントリーを持つ三次元データセットを取
    得するステップであって、各エントリーが上記体積内の
    １つのボクセルを表す少なくとも１つの物理的パラメー
    タに対応する値であるステップ、 ｂ） 統計的次数を決定するステップ、 ｃ） 上記体積に対する視角を選択するステップ、 ｄ） 上記視角で上記体積を通過する選択された仮想投
    影射線が交差する一組のボクセルを決定し、これらの交
    差するボクセルに対応するＮ個の三次元データセットエ
    ントリーＶi を決定するステップ、 ｅ） 上記Ｎ個の三次元データセットエントリーＶi か
    ら平均Ｖおよび標準偏差σを計算するステップ、 ｆ） 上記Ｎ個の三次元データセットエントリーＶi か
    ら下記の式 【数１】 １ N Ｐk ＝───── Σ（Ｖ−Ｖi ）k Ｎσ k-1 に従って投影値Ｐk を計算するステップ、 ｇ） 上記体積全体にわたる上記視角の複数の仮想投影
    射線について上記ステップｄ乃至ｆを繰り返すステッ
    プ、 ｈ） 上記投影値Ｐk を二次元表示装置に転送するステ
    ップ、 ｉ） 上記投影値Ｐk から作成された二次元画像を二次
    元表示装置で表示するステップ、 ｊ） 投影画像中の上記構造のコントラストがより一層
    大きいことが望ましい場合には、上記統計的次数ｋの値
    を増加して、上記ステップｄ乃至ｉを繰り返すステッ
    プ、 ｋ） 投影画像中の上記構造の信号対雑音比がより一層
    大きいことが望ましい場合には、上記統計的次数ｋの値
    を減少して、上記ステップｄ乃至ｉを繰り返すステップ
    を含むことを特徴とする二次元投影画像表示方法。
  2. 【請求項２】 上記三次元データセットを取得するステ
    ップが位相コントラスト磁気共鳴画像データを取得する
    ステップである請求項１記載の二次元投影画像表示方
    法。
  3. 【請求項３】 上記三次元データセットを取得するステ
    ップがタイム・オブ・フライト磁気共鳴流体流画像デー
    タを取得するステップである請求項１記載の二次元投影
    画像表示方法。
  4. 【請求項４】 更に、所定三次元データセットに対して
    統計的次数を変えて、上記被検体の上記構造のコントラ
    ストの異なる複数の画像を作成するステップを含む請求
    項１記載の二次元投影画像表示方法。
  5. 【請求項５】 上記三次元データセットを取得するステ
    ップが、ほぼ固定の組織の画像を作成するために用いら
    れる磁気共鳴画像データを取得するステップである請求
    項１記載の二次元投影画像表示方法。
  6. 【請求項６】 上記三次元データセッを取得するステッ
    プが断層撮影画像データを取得するステップである請求
    項１記載の二次元投影画像表示方法。
  7. 【請求項７】 上記三次元データセッを取得するステッ
    プが磁気共鳴画像データを取得するステップである請求
    項１記載の二次元投影画像表示方法。
  8. 【請求項８】 被検体の体積の収集された三次元画像デ
    ータから被検体の所望の構造の二次元投影画像を表示す
    る装置に於いて、 ａ） 複数のエントリーを持つ三次元データセットを取
    得する手段であって、各エントリーが上記体積内の１つ
    のボクセルを表す少なくとも１つの物理的パラメータに
    対応する値である手段、 ｂ） 統計的次数を決定する手段、 ｃ） 上記体積に対する視角を選択する手段、 ｄ） 上記視角で上記体積を通過する選択された仮想投
    影射線が交差する一組のボクセルを決定し、これらの交
    差するボクセルに対応するＮ個の三次元データ セットエ
    ントリーＶi を決定する手段、 ｅ） 上記Ｎ個の三次元データセットエントリーＶi か
    ら平均Ｖおよび標準偏差σを計算する手段、 ｆ） 上記Ｎ個の三次元データセットエントリーＶi か
    ら下記の式 【数２】 １ N Ｐk ＝───── Σ（Ｖ−Ｖi ）k Ｎσ k-1 に従って投影値Ｐk を計算する手段、 ｇ） 上記体積全体にわたる上記視角の複数の仮想投影
    射線について投影値Ｐk を得るため上記手段ｄ乃至ｆを
    繰り返し作動する手段、 ｈ） 上記投影値Ｐk を二次元表示装置に転送する手
    段、 ｉ） 上記投影値Ｐk から作成された二次元画像を二次
    元表示装置で表示する手段、 ｊ） 投影画像中の上記構造のコントラストがより一層
    大きいことが望ましい場合には、上記統計的次数ｋの値
    を増加して、上記手段ｄ乃至ｉを繰り返し作動する手
    段、 ｋ） 投影画像中の上記構造の信号対雑音比がより一層
    大きいことが望ましい場合には、上記統計的次数ｋの値
    を減少して、上記手段ｄ乃至ｉを繰り返し作動する手段
    を含むことを特徴とする二次元投影画像表示装置。
  9. 【請求項９】 上記三次元データセットを取得する手段
    が位相コントラスト磁気共鳴画像データを取得する手段
    である請求項８記載の二次元投影画像表示装置。
  10. 【請求項１０】 上記三次元データセットを取得する手
    段がタイム・オブ・フライト磁気共鳴流体流画像データ
    を取得する手段である請求項８記載の二次元投影画像表
    示装置。
  11. 【請求項１１】 更に、所定三次元データセットに対し
    て統計的次数を変えて、上記被検体の上記構造のコント
    ラストの異なる複数の画像を作成する手段を 含む請求項
    ８記載の二次元投影画像表示装置。
  12. 【請求項１２】 上記三次元データセットを取得する手
    段が、ほぼ固定の組織の画像を作成するために用いられ
    る磁気共鳴画像データを取得する手段である請求項８記
    載の二次元投影画像表示装置。
  13. 【請求項１３】 上記三次元データセッを取得する手段
    が断層撮影画像データを取得する手段である請求項８記
    載の二次元投影画像表示装置。
  14. 【請求項１４】 上記三次元データセッを取得する手段
    が磁気共鳴画像データを取得する手段である請求項８記
    載の二次元投影画像表示装置。
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