JPH10137215A - 画像の分解能を向上させる方法、投影画像の一部を拡大させる方法及び画像の分解能を向上させる装置 - Google Patents
画像の分解能を向上させる方法、投影画像の一部を拡大させる方法及び画像の分解能を向上させる装置Info
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- JPH10137215A JPH10137215A JP9211463A JP21146397A JPH10137215A JP H10137215 A JPH10137215 A JP H10137215A JP 9211463 A JP9211463 A JP 9211463A JP 21146397 A JP21146397 A JP 21146397A JP H10137215 A JPH10137215 A JP H10137215A
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-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T3/00—Geometric image transformations in the plane of the image
- G06T3/40—Scaling of whole images or parts thereof, e.g. expanding or contracting
- G06T3/4084—Scaling of whole images or parts thereof, e.g. expanding or contracting in the transform domain, e.g. fast Fourier transform [FFT] domain scaling
-
- 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
- G01R33/4818—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space
- G01R33/482—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space using a Cartesian trajectory
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 画像の分解能を向上させる方法及び装置、並
びに投影画像の一部を実時間で拡大させる方法を提供す
る。 【解決手段】 帯状限定３次元画像データ・セット２０
０が、２次元画像平面２２２上へ投影される前に補間さ
れ、画像の分解能が向上する。３次元磁気共鳴アンジオ
グラフィ画像データ・セット２００を複数のサブボリュ
ーム２０２に分割し、サブボリューム２０２を別個に補
間して、２次元画像平面２２２上へ投影する。補間を行
うために、離散コサイン変換（ＤＣＴ）２０６を用い、
変換されたサブボリューム２０８をゼロ補填して拡張
し、ゼロ補填されたサブボリューム２１２を逆変換す
る。
びに投影画像の一部を実時間で拡大させる方法を提供す
る。 【解決手段】 帯状限定３次元画像データ・セット２０
０が、２次元画像平面２２２上へ投影される前に補間さ
れ、画像の分解能が向上する。３次元磁気共鳴アンジオ
グラフィ画像データ・セット２００を複数のサブボリュ
ーム２０２に分割し、サブボリューム２０２を別個に補
間して、２次元画像平面２２２上へ投影する。補間を行
うために、離散コサイン変換（ＤＣＴ）２０６を用い、
変換されたサブボリューム２０８をゼロ補填して拡張
し、ゼロ補填されたサブボリューム２１２を逆変換す
る。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明の分野は、作像の方法及び
システムである。より具体的には、本発明は、投影され
た画像の分解能を向上させる方法に関する。
システムである。より具体的には、本発明は、投影され
た画像の分解能を向上させる方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】人体組織のような物体が均一の磁場（分
極磁場Ｂ0 ）にさらされるときに、組織内のスピンの個
々の磁気モーメントは、この分極磁場に沿って整列しよ
うとするが、各スピン固有のラーモア周波数において乱
雑な状態で磁場の周りを歳差運動している。物体、即ち
組織が、ｘ−ｙ平面内に存在すると共にラーモア周波数
に近い磁場（励起磁場Ｂ1 ）にさらされると、正味の整
列モーメントＭz は、ｘ−ｙ平面に向かって回転する、
即ち「傾斜する」ことが可能になって、その結果、正味
の横（方向）磁気モーメントＭt を発生する。励起した
スピンによって信号が放出され、励起磁場Ｂ1 を停止さ
せた後に、この信号を受信すると共に処理して画像を形
成することができる。
極磁場Ｂ0 ）にさらされるときに、組織内のスピンの個
々の磁気モーメントは、この分極磁場に沿って整列しよ
うとするが、各スピン固有のラーモア周波数において乱
雑な状態で磁場の周りを歳差運動している。物体、即ち
組織が、ｘ−ｙ平面内に存在すると共にラーモア周波数
に近い磁場（励起磁場Ｂ1 ）にさらされると、正味の整
列モーメントＭz は、ｘ−ｙ平面に向かって回転する、
即ち「傾斜する」ことが可能になって、その結果、正味
の横（方向）磁気モーメントＭt を発生する。励起した
スピンによって信号が放出され、励起磁場Ｂ1 を停止さ
せた後に、この信号を受信すると共に処理して画像を形
成することができる。
【０００３】これらの信号を利用して画像を形成すると
きに、磁場勾配（Ｇx 、Ｇy 及びＧ z ）が用いられる。
典型的には、作像されるべき領域は、一連の測定サイク
ルによって走査されており、これらのサイクルにおい
て、上述の勾配は、使用されている特定の局在化方法に
従って変化する。結果として得られる一組の受信された
ＮＭＲ信号をディジタル化すると共に処理して、多くの
周知の再構成手法のうちの１つを用いて画像を再構成す
る。
きに、磁場勾配（Ｇx 、Ｇy 及びＧ z ）が用いられる。
典型的には、作像されるべき領域は、一連の測定サイク
ルによって走査されており、これらのサイクルにおい
て、上述の勾配は、使用されている特定の局在化方法に
従って変化する。結果として得られる一組の受信された
ＮＭＲ信号をディジタル化すると共に処理して、多くの
周知の再構成手法のうちの１つを用いて画像を再構成す
る。
【０００４】本発明は、周知のフーリエ変換（ＦＴ）作
像手法に関連して記載される。この手法は、例えば、Ph
ysics in Medicine and Biology 誌、第２５巻、第７５
１頁〜第７５６頁（１９８０年）の W. A. Edelstein等
による「スピン・ワープＮＭＲ作像と人体の全身作像へ
の応用」（"Spin Warp NMR Imaging and Applications
to Human Whole-Body Imaging"）と題された論文で議論
されている。この論文では、様々な振幅を有している位
相エンコーディング磁場勾配パルスを、ＮＭＲスピン・
エコー信号又はグラディエント・エコー信号の収集に先
立って用いて、この勾配の方向での空間情報を位相エン
コードしている。２次元で実施する（２ＤＦＴ）ときに
は、例えば、位相エンコーディング勾配（Ｇy ）を一方
向に沿って印加することにより、この方向における空間
情報をエンコードし、次いで、この位相エンコーディン
グ方向に直交する方向に読み出し磁場勾配（Ｇx ）の存
在下でスピン・エコー信号を収集する。エコー収集中に
存在する読み出し勾配は、この直交する方向における空
間情報をエンコードする。典型的な２ＤＦＴパルス・シ
ーケンスでは、位相エンコーディング勾配パルスＧy の
大きさを、走査中に収集される一連のビューについて増
大させながら（ΔＧy ）、読み出し勾配Ｇxの存在下で
ＮＭＲ信号をサンプリングして、そこから画像全体が再
構成され得るような一組のＮＭＲデータを発生する。収
集された２次元配列の「ｋ空間」ＮＭＲデータは、フー
リエ変換されて、対応する画像が形成される。同じ方法
を拡張して、走査中に、一連の位相エンコーディング値
が印加されているときに第３の勾配（Ｇz ）を段階的に
変化させることにより、３次元画像を形成することがで
きる。
像手法に関連して記載される。この手法は、例えば、Ph
ysics in Medicine and Biology 誌、第２５巻、第７５
１頁〜第７５６頁（１９８０年）の W. A. Edelstein等
による「スピン・ワープＮＭＲ作像と人体の全身作像へ
の応用」（"Spin Warp NMR Imaging and Applications
to Human Whole-Body Imaging"）と題された論文で議論
されている。この論文では、様々な振幅を有している位
相エンコーディング磁場勾配パルスを、ＮＭＲスピン・
エコー信号又はグラディエント・エコー信号の収集に先
立って用いて、この勾配の方向での空間情報を位相エン
コードしている。２次元で実施する（２ＤＦＴ）ときに
は、例えば、位相エンコーディング勾配（Ｇy ）を一方
向に沿って印加することにより、この方向における空間
情報をエンコードし、次いで、この位相エンコーディン
グ方向に直交する方向に読み出し磁場勾配（Ｇx ）の存
在下でスピン・エコー信号を収集する。エコー収集中に
存在する読み出し勾配は、この直交する方向における空
間情報をエンコードする。典型的な２ＤＦＴパルス・シ
ーケンスでは、位相エンコーディング勾配パルスＧy の
大きさを、走査中に収集される一連のビューについて増
大させながら（ΔＧy ）、読み出し勾配Ｇxの存在下で
ＮＭＲ信号をサンプリングして、そこから画像全体が再
構成され得るような一組のＮＭＲデータを発生する。収
集された２次元配列の「ｋ空間」ＮＭＲデータは、フー
リエ変換されて、対応する画像が形成される。同じ方法
を拡張して、走査中に、一連の位相エンコーディング値
が印加されているときに第３の勾配（Ｇz ）を段階的に
変化させることにより、３次元画像を形成することがで
きる。
【０００５】再構成された画像の分解能は大部分、走査
中に収集された信号サンプルの数によって決定される。
例えば、走査中に位相エンコーディング勾配を２５６の
レベルにわたって段階的に変化させると共に、各々のＮ
ＭＲ信号を２５６サンプルずつ収集するとすると、結果
として得られるｋ空間ＮＭＲデータ配列は、２５６×２
５６のデータ要素を含むことになる。この配列をフーリ
エ変換すると、２５６×２５６のピクセル（画素）を含
んでいる画像配列が再構成される。一方、位相エンコー
ディング勾配の数を１２８に減少させると、結果として
得られる１２８×２５６ピクセルの画像の分解能は、１
つの軸に沿って低下する。より多くのサンプルを収集す
るためにはより長い走査時間が要求されるので、殆どの
臨床的走査では、より高い分解能の画像に対する必要性
と、走査時間を短縮する必要性との兼ね合いを取ってい
る。
中に収集された信号サンプルの数によって決定される。
例えば、走査中に位相エンコーディング勾配を２５６の
レベルにわたって段階的に変化させると共に、各々のＮ
ＭＲ信号を２５６サンプルずつ収集するとすると、結果
として得られるｋ空間ＮＭＲデータ配列は、２５６×２
５６のデータ要素を含むことになる。この配列をフーリ
エ変換すると、２５６×２５６のピクセル（画素）を含
んでいる画像配列が再構成される。一方、位相エンコー
ディング勾配の数を１２８に減少させると、結果として
得られる１２８×２５６ピクセルの画像の分解能は、１
つの軸に沿って低下する。より多くのサンプルを収集す
るためにはより長い走査時間が要求されるので、殆どの
臨床的走査では、より高い分解能の画像に対する必要性
と、走査時間を短縮する必要性との兼ね合いを取ってい
る。
【０００６】ところで、磁気共鳴アンジオグラフィ（Ｍ
ＲＡ）は、核磁気共鳴現象を用いて人体の脈管構造の画
像を発生するものである。２つの基礎的な手法が提案さ
れ評価されている。第１の分類は、タイム・オブ・フラ
イト（ＴＯＦ）手法であり、周囲の組織に対する血液の
動きを利用する方法から成っている。最も普通のアプロ
ーチは、流動している血液と、静止している組織との間
に存在している信号飽和の差を利用するものである。流
動している血液は、励起された部分にわたって移動して
おり、励起パルスを比較的少なく経験しているスピン、
従って、比較的少なく飽和しているスピンが、連続して
入れ替わっている。その結果、強い信号を有する血液
と、弱い信号を有する静止した組織との間で、所望の画
像コントラストが得られる。
ＲＡ）は、核磁気共鳴現象を用いて人体の脈管構造の画
像を発生するものである。２つの基礎的な手法が提案さ
れ評価されている。第１の分類は、タイム・オブ・フラ
イト（ＴＯＦ）手法であり、周囲の組織に対する血液の
動きを利用する方法から成っている。最も普通のアプロ
ーチは、流動している血液と、静止している組織との間
に存在している信号飽和の差を利用するものである。流
動している血液は、励起された部分にわたって移動して
おり、励起パルスを比較的少なく経験しているスピン、
従って、比較的少なく飽和しているスピンが、連続して
入れ替わっている。その結果、強い信号を有する血液
と、弱い信号を有する静止した組織との間で、所望の画
像コントラストが得られる。
【０００７】米国特許第Ｒｅ．３２，７０１号に開示さ
れているように、収集される信号の位相の中に、動きを
エンコードするＭＲＡ方法も開発されている。これらの
方法は、ＭＲＡ手法の第２の分類を形成しており、位相
コントラスト（ＰＣ）法として公知である。現行では、
殆どのＰＣ ＭＲＡ手法は２つの画像を収集しており、
その各々の画像では、同一の速度成分に対する感度が異
なっている。次いで、この一対の速度エンコードされた
画像の間の位相差又は複素差のいずれかを形成すること
により、アンジオグラフィ画像が取得される。
れているように、収集される信号の位相の中に、動きを
エンコードするＭＲＡ方法も開発されている。これらの
方法は、ＭＲＡ手法の第２の分類を形成しており、位相
コントラスト（ＰＣ）法として公知である。現行では、
殆どのＰＣ ＭＲＡ手法は２つの画像を収集しており、
その各々の画像では、同一の速度成分に対する感度が異
なっている。次いで、この一対の速度エンコードされた
画像の間の位相差又は複素差のいずれかを形成すること
により、アンジオグラフィ画像が取得される。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】近年遂げられた長足の
進歩にも拘わらず、多くの臨床の現場においては、ＭＲ
Ａは未だ研究用ツールと考えられており、臨床の実用に
日常的に利用されていない。ＴＯＦ手法又はＰＣ手法の
いずれかをより広汎に応用したくとも、病状を隠蔽する
ばかりでなく、場合によっては病状を紛らわしくするお
それのあるような様々な有害な画像アーティファクトの
存在が障壁となっている。これらの有害な効果のうちの
１つは、特に小脈管に関して、脈管の縁線に明瞭さが欠
けていることにある。縁線の画定が不明瞭であるのは、
パーシャル・ボリュームの平均化に起因することもあれ
ば、再構成されたボクセル配列に対する脈管の縁線の位
置に起因することもある。
進歩にも拘わらず、多くの臨床の現場においては、ＭＲ
Ａは未だ研究用ツールと考えられており、臨床の実用に
日常的に利用されていない。ＴＯＦ手法又はＰＣ手法の
いずれかをより広汎に応用したくとも、病状を隠蔽する
ばかりでなく、場合によっては病状を紛らわしくするお
それのあるような様々な有害な画像アーティファクトの
存在が障壁となっている。これらの有害な効果のうちの
１つは、特に小脈管に関して、脈管の縁線に明瞭さが欠
けていることにある。縁線の画定が不明瞭であるのは、
パーシャル・ボリュームの平均化に起因することもあれ
ば、再構成されたボクセル配列に対する脈管の縁線の位
置に起因することもある。
【０００９】分解能を向上させるためにサンプリングを
増大させることを選択できないときに、ＭＲＡの脈管の
縁線の画定を改善するのに用いられる方法が２つある。
第１の手法は、脈管の縁線が、再構成されるボクセルの
内部に完全に納まるように、画像再構成グリッドを再配
置するものである。この方法は、収集されたｋ空間デー
タのすべてに対して均一な位相シフトを与えることによ
り、容易に達成される。この解決法の難点は、画定の改
善される脈管の縁線もあるかもしれないが、画定の改悪
されるものもあるかもしれないことである。
増大させることを選択できないときに、ＭＲＡの脈管の
縁線の画定を改善するのに用いられる方法が２つある。
第１の手法は、脈管の縁線が、再構成されるボクセルの
内部に完全に納まるように、画像再構成グリッドを再配
置するものである。この方法は、収集されたｋ空間デー
タのすべてに対して均一な位相シフトを与えることによ
り、容易に達成される。この解決法の難点は、画定の改
善される脈管の縁線もあるかもしれないが、画定の改悪
されるものもあるかもしれないことである。
【００１０】第２の手法は、再構成される画像データを
補間して、より細かいグリッド間隔とするものである。
例えば１次補間及び３次スプライン補間を用いて画質を
向上させることができるが、このような実空間補間手法
は、画像の分解能を向上させない。画像の分解能を向上
させるのに用いられるもう１つの方法は、当業界で「ゼ
ロ補填（zero-filled）補間」、「シンク（sinc）補
間」又は「帯状限定（band limited）補間」と呼ばれる
ものである。ＪＭＲＩ誌、第４巻、第７３３頁〜第７４
１頁（１９９４年）のY. P. Du等による「３次元ＭＲア
ンジオグラフィにおけるゼロ補填補間によるパーシャル
・ボリューム・アーティファクトの減少」（"Reduction
of Partial-Volume Artifacts with Zero-Filled Inte
rpolation in Three-Dimensional MR Angiography"）に
記載されているように、ゼロ補填補間は通常、ｋ空間デ
ータをフーリエ変換する前に、ｋ空間データの各々の次
元に対してゼロを付加することにより実行される。３次
元ＭＲアンジオグラフィでは、例えば、ｋ空間の各々の
次元に対して３つの空間周波数方向のすべてにおいてゼ
ロが付加される。次いで、この大幅に拡張されたｋ空間
データ配列を逆フーリエ変換して、対応する拡張された
画像データ配列を発生する。この拡張された画像配列に
おいて、ビュー領域は変更されていないが、特定の構造
を描くのに要求されるピクセルの数は増大している。こ
の方法を用いて、脈管の連続性及び見易さが、特に小脈
管において、実質的に向上する。
補間して、より細かいグリッド間隔とするものである。
例えば１次補間及び３次スプライン補間を用いて画質を
向上させることができるが、このような実空間補間手法
は、画像の分解能を向上させない。画像の分解能を向上
させるのに用いられるもう１つの方法は、当業界で「ゼ
ロ補填（zero-filled）補間」、「シンク（sinc）補
間」又は「帯状限定（band limited）補間」と呼ばれる
ものである。ＪＭＲＩ誌、第４巻、第７３３頁〜第７４
１頁（１９９４年）のY. P. Du等による「３次元ＭＲア
ンジオグラフィにおけるゼロ補填補間によるパーシャル
・ボリューム・アーティファクトの減少」（"Reduction
of Partial-Volume Artifacts with Zero-Filled Inte
rpolation in Three-Dimensional MR Angiography"）に
記載されているように、ゼロ補填補間は通常、ｋ空間デ
ータをフーリエ変換する前に、ｋ空間データの各々の次
元に対してゼロを付加することにより実行される。３次
元ＭＲアンジオグラフィでは、例えば、ｋ空間の各々の
次元に対して３つの空間周波数方向のすべてにおいてゼ
ロが付加される。次いで、この大幅に拡張されたｋ空間
データ配列を逆フーリエ変換して、対応する拡張された
画像データ配列を発生する。この拡張された画像配列に
おいて、ビュー領域は変更されていないが、特定の構造
を描くのに要求されるピクセルの数は増大している。こ
の方法を用いて、脈管の連続性及び見易さが、特に小脈
管において、実質的に向上する。
【００１１】しかしながら、市販のＭＲＩシステムにお
いてゼロ補填補間を実行することは困難である。ｋ空間
データ・セットは、その次元の各々に沿って２倍又はそ
れ以上にサイズが増大する。３次元アンジオグラフィ・
データ・セットについては、サイズのこの増大は、ｋ空
間データの記憶量及び画像の記憶量が８倍又はそれ以上
に増大することを意味している。これにより、保管、ネ
ットワーク化及び表示がより高経費且つ困難になる。加
えて、ｋ空間データ配列が増大すると、既存のアレイ・
プロセッサのハードウェアではフーリエ変換を行うのに
ずっと長い時間が要求される。
いてゼロ補填補間を実行することは困難である。ｋ空間
データ・セットは、その次元の各々に沿って２倍又はそ
れ以上にサイズが増大する。３次元アンジオグラフィ・
データ・セットについては、サイズのこの増大は、ｋ空
間データの記憶量及び画像の記憶量が８倍又はそれ以上
に増大することを意味している。これにより、保管、ネ
ットワーク化及び表示がより高経費且つ困難になる。加
えて、ｋ空間データ配列が増大すると、既存のアレイ・
プロセッサのハードウェアではフーリエ変換を行うのに
ずっと長い時間が要求される。
【００１２】更にもう１つのアプローチが、ＩＳＭＲＭ
プロシーディングズ、第３巻、１９９６年４月／５月の
T. O. Cooper等による「トランケート（切断）されたシ
ンク補間により改善された磁気共鳴アンジオグラフィの
脈管の縁線画定」（"Improved Magnetic Resonance Ang
iography Vessel Edge Definition With Truncated Sin
c Interpolation"）に記載されている。ここでは、空間
領域内での補間のために、トランケートされたシンク補
間が提案されている。計算負荷を妥当な範囲内に抑える
ために、この方法は、補間の精度については妥協してい
る。
プロシーディングズ、第３巻、１９９６年４月／５月の
T. O. Cooper等による「トランケート（切断）されたシ
ンク補間により改善された磁気共鳴アンジオグラフィの
脈管の縁線画定」（"Improved Magnetic Resonance Ang
iography Vessel Edge Definition With Truncated Sin
c Interpolation"）に記載されている。ここでは、空間
領域内での補間のために、トランケートされたシンク補
間が提案されている。計算負荷を妥当な範囲内に抑える
ために、この方法は、補間の精度については妥協してい
る。
【００１３】
【課題を解決するための手段】本発明は、画像の品質を
向上させる方法であり、特に、ＭＲＩシステム及びＣＴ
システムのような医用作像装置によって収集された帯状
限定（バンド・リミテッド）データから形成される画像
の品質を向上させる方法である。３次元画像データを２
次元投影画像平面へ投影することにより形成されるＭＲ
Ａ画像に対して本方法を適用すると、画像の品質の向上
は目ざましい。より具体的には、本方法は、再構成され
る画像配列内の関心領域を複数のサブボリュームに分割
する工程と、サブボリューム内の画像データを変換し、
変換されたサブボリュームをゼロ補填し、ゼロ補填され
たサブボリュームを逆変換して、補間されたサブボリュ
ームを形成することにより、各々のサブボリュームを補
間する工程と、補間されたサブボリュームを結合して、
補間された画像を形成する工程とを含んでいる。
向上させる方法であり、特に、ＭＲＩシステム及びＣＴ
システムのような医用作像装置によって収集された帯状
限定（バンド・リミテッド）データから形成される画像
の品質を向上させる方法である。３次元画像データを２
次元投影画像平面へ投影することにより形成されるＭＲ
Ａ画像に対して本方法を適用すると、画像の品質の向上
は目ざましい。より具体的には、本方法は、再構成され
る画像配列内の関心領域を複数のサブボリュームに分割
する工程と、サブボリューム内の画像データを変換し、
変換されたサブボリュームをゼロ補填し、ゼロ補填され
たサブボリュームを逆変換して、補間されたサブボリュ
ームを形成することにより、各々のサブボリュームを補
間する工程と、補間されたサブボリュームを結合して、
補間された画像を形成する工程とを含んでいる。
【００１４】本発明の一般的な目的は、画像の分解能を
向上させることにある。画像の分解能は、正確であるが
過度の処理時間、過度のメモリ又は特異なハードウェア
を要求しないような補間方法によって向上する。処理時
間は、補間に対してある変換アプローチを用いることに
より短縮され、メモリ及び処理時間の両者は、画像デー
タをより小さなサブボリュームとして分割すると共に補
間することにより減少又は短縮する。サブボリュームの
補間は、より常用的なフーリエ変換と同様に事実上周期
的ではないが、複素数を要求することのないコサイン変
換を用いることにより、容易になる。
向上させることにある。画像の分解能は、正確であるが
過度の処理時間、過度のメモリ又は特異なハードウェア
を要求しないような補間方法によって向上する。処理時
間は、補間に対してある変換アプローチを用いることに
より短縮され、メモリ及び処理時間の両者は、画像デー
タをより小さなサブボリュームとして分割すると共に補
間することにより減少又は短縮する。サブボリュームの
補間は、より常用的なフーリエ変換と同様に事実上周期
的ではないが、複素数を要求することのないコサイン変
換を用いることにより、容易になる。
【００１５】本発明のもう１つの目的は、３次元画像デ
ータの投影によって形成されるＭＲＡ画像を改善するこ
とにある。補間された３次元データ・セットの全体を投
影するのではなく、各々の補間されたサブボリュームを
別個に投影することができる。次いで、別個に投影され
た補間されたサブボリュームを結合して、最終の補間さ
れた画像を形成する。
ータの投影によって形成されるＭＲＡ画像を改善するこ
とにある。補間された３次元データ・セットの全体を投
影するのではなく、各々の補間されたサブボリュームを
別個に投影することができる。次いで、別個に投影され
た補間されたサブボリュームを結合して、最終の補間さ
れた画像を形成する。
【００１６】本発明の更にもう１つの目的は、３次元画
像データを投影することにより形成された画像の選択さ
れた部分を拡大する実時間の方法を提供することにあ
る。投影画像内の領域がオペレータによって選択され、
３次元画像データの対応する部分が選択される。選択さ
れた３次元画像データは、このデータを変換し、ゼロ補
填すると共に逆変換することにより拡大される。次い
で、拡大された３次元画像データを投影して、選択され
た領域の拡大画像を形成する。
像データを投影することにより形成された画像の選択さ
れた部分を拡大する実時間の方法を提供することにあ
る。投影画像内の領域がオペレータによって選択され、
３次元画像データの対応する部分が選択される。選択さ
れた３次元画像データは、このデータを変換し、ゼロ補
填すると共に逆変換することにより拡大される。次い
で、拡大された３次元画像データを投影して、選択され
た領域の拡大画像を形成する。
【００１７】
【実施例】本発明は、任意のモダリティ（作像方式）を
用いて収集される一組の帯状限定（バンド・リミテッ
ド）データから形成される画像の品質を向上させるため
に適用可能であるが、本発明の好ましい実施例において
用いられているモダリティは、磁気共鳴作像システムで
ある。
用いて収集される一組の帯状限定（バンド・リミテッ
ド）データから形成される画像の品質を向上させるため
に適用可能であるが、本発明の好ましい実施例において
用いられているモダリティは、磁気共鳴作像システムで
ある。
【００１８】先ず、図１を参照すると、同図には、本発
明を組み込んだ好適なＭＲＩシステムの主要な構成要素
が示されている。システムの動作は、オペレータ・コン
ソール１００から制御され、オペレータ・コンソール１
００は、キーボード兼制御パネル１０２と、ディスプレ
イ１０４とを含んでいる。コンソール１００はリンク１
１６を介して、独立した計算機システム１０７と交信し
ており、計算機システム１０７は、オペレータが、スク
リーン１０４上での画像の形成及び表示を制御すること
を可能にしている。計算機システム１０７は、バックプ
レーンを介して互いに交信している多数のモジュールを
含んでいる。これらのモジュールは、画像処理装置モジ
ュール１０６と、ＣＰＵモジュール１０８と、画像デー
タ配列を記憶するフレーム・バッファとして当業界で知
られているメモリ・モジュール１１３とを含んでいる。
計算機システム１０７は、画像データ及びプログラムを
記憶するためのディスク記憶装置１１１及びテープ駆動
装置１１２に結合されていると共に、高速シリアル・リ
ンク１１５を介して別個のシステム制御装置１２２と交
信している。
明を組み込んだ好適なＭＲＩシステムの主要な構成要素
が示されている。システムの動作は、オペレータ・コン
ソール１００から制御され、オペレータ・コンソール１
００は、キーボード兼制御パネル１０２と、ディスプレ
イ１０４とを含んでいる。コンソール１００はリンク１
１６を介して、独立した計算機システム１０７と交信し
ており、計算機システム１０７は、オペレータが、スク
リーン１０４上での画像の形成及び表示を制御すること
を可能にしている。計算機システム１０７は、バックプ
レーンを介して互いに交信している多数のモジュールを
含んでいる。これらのモジュールは、画像処理装置モジ
ュール１０６と、ＣＰＵモジュール１０８と、画像デー
タ配列を記憶するフレーム・バッファとして当業界で知
られているメモリ・モジュール１１３とを含んでいる。
計算機システム１０７は、画像データ及びプログラムを
記憶するためのディスク記憶装置１１１及びテープ駆動
装置１１２に結合されていると共に、高速シリアル・リ
ンク１１５を介して別個のシステム制御装置１２２と交
信している。
【００１９】システム制御装置１２２は、バックプレー
ン１１８によってまとめて接続された一組のモジュール
を含んでいる。これらのモジュールは、ＣＰＵモジュー
ル１１９と、パルス発生器モジュール１２１とを含んで
おり、パルス発生器モジュール１２１は、シリアル・リ
ンク１２５を介してオペレータ・コンソール１００と接
続している。リンク１２５を介して、システム制御装置
１２２は実行されるべき走査シーケンスを指示する命令
（コマンド）をオペレータから受け取る。パルス発生器
モジュール１２１は、システムの構成要素を動作させて
所望の走査シーケンスを実行する。モジュール１２１
は、発生されるべきＲＦパルスのタイミング、強度及び
形状、並びにデータ収集ウィンドウのタイミング及び長
さを指示するデータを発生する。パルス発生器モジュー
ル１２１は、一組の勾配増幅器１２７に接続しており、
走査中に発生される勾配パルスのタイミング及び形状を
指示する。パルス発生器モジュール１２１は又、患者に
接続された多数の異なるセンサからの信号、例えば電極
からの心電図（ＥＣＧ）信号又はベローズからの呼吸信
号を受信する生理学データ収集制御装置１２９から患者
のデータを受信する。そして最後に、パルス発生器モジ
ュール１２１は、患者の状態及びマグネット・システム
の状態と関連している様々なセンサからの信号を受信す
る走査室インタフェイス回路１３３に接続している。走
査室インタフェイス回路１３３を介して、患者位置決め
システム１３４も又、所望の走査位置に患者を移動させ
るための命令を受信する。
ン１１８によってまとめて接続された一組のモジュール
を含んでいる。これらのモジュールは、ＣＰＵモジュー
ル１１９と、パルス発生器モジュール１２１とを含んで
おり、パルス発生器モジュール１２１は、シリアル・リ
ンク１２５を介してオペレータ・コンソール１００と接
続している。リンク１２５を介して、システム制御装置
１２２は実行されるべき走査シーケンスを指示する命令
（コマンド）をオペレータから受け取る。パルス発生器
モジュール１２１は、システムの構成要素を動作させて
所望の走査シーケンスを実行する。モジュール１２１
は、発生されるべきＲＦパルスのタイミング、強度及び
形状、並びにデータ収集ウィンドウのタイミング及び長
さを指示するデータを発生する。パルス発生器モジュー
ル１２１は、一組の勾配増幅器１２７に接続しており、
走査中に発生される勾配パルスのタイミング及び形状を
指示する。パルス発生器モジュール１２１は又、患者に
接続された多数の異なるセンサからの信号、例えば電極
からの心電図（ＥＣＧ）信号又はベローズからの呼吸信
号を受信する生理学データ収集制御装置１２９から患者
のデータを受信する。そして最後に、パルス発生器モジ
ュール１２１は、患者の状態及びマグネット・システム
の状態と関連している様々なセンサからの信号を受信す
る走査室インタフェイス回路１３３に接続している。走
査室インタフェイス回路１３３を介して、患者位置決め
システム１３４も又、所望の走査位置に患者を移動させ
るための命令を受信する。
【００２０】パルス発生器モジュール１２１によって発
生された勾配波形は、Ｇx 増幅器と、Ｇy 増幅器と、Ｇ
z 増幅器とで構成されている勾配増幅器システム１２７
に印加される。各々の勾配増幅器は、全体的に参照番号
１３９を付したアセンブリ内の対応する勾配コイルを励
起して、収集される信号を位置エンコーディングするの
に用いられる磁場勾配を発生する。勾配コイル・アセン
ブリ１３９は、マグネット・アセンブリ１４１の一部を
形成しており、マグネット・アセンブリ１４１は、分極
マグネット１４０と、全身型ＲＦコイル１５２とを含ん
でいる。システム制御装置１２２内の送受信器モジュー
ル１５０はパルスを発生し、これらのパルスは、ＲＦ増
幅器１５１によって増幅されると共に、送信／受信（Ｔ
／Ｒ）スイッチ１５４によってＲＦコイル１５２に結合
される。患者内の励起核によって放出された結果として
生ずる信号は、同じＲＦコイル１５２によって検知され
ると共に送信／受信スイッチ１５４を介して前置増幅器
１５３に結合されることができる。増幅されたＮＭＲ信
号は、送受信器１５０の受信器部分において復調され、
濾波されると共にディジタル化される。送信／受信スイ
ッチ１５４は、パルス発生器モジュール１２１からの信
号によって制御されて、送信モード中にはＲＦ増幅器１
５１をコイル１５２に電気的に接続し、受信モード中に
は前置増幅器１５３をコイル１５２に電気的に接続す
る。送信／受信スイッチ１５４は又、送信モード又は受
信モードのいずれの場合でも、分離型ＲＦコイル（例え
ば、頭部コイル又は表面コイル）を用いることを可能に
している。
生された勾配波形は、Ｇx 増幅器と、Ｇy 増幅器と、Ｇ
z 増幅器とで構成されている勾配増幅器システム１２７
に印加される。各々の勾配増幅器は、全体的に参照番号
１３９を付したアセンブリ内の対応する勾配コイルを励
起して、収集される信号を位置エンコーディングするの
に用いられる磁場勾配を発生する。勾配コイル・アセン
ブリ１３９は、マグネット・アセンブリ１４１の一部を
形成しており、マグネット・アセンブリ１４１は、分極
マグネット１４０と、全身型ＲＦコイル１５２とを含ん
でいる。システム制御装置１２２内の送受信器モジュー
ル１５０はパルスを発生し、これらのパルスは、ＲＦ増
幅器１５１によって増幅されると共に、送信／受信（Ｔ
／Ｒ）スイッチ１５４によってＲＦコイル１５２に結合
される。患者内の励起核によって放出された結果として
生ずる信号は、同じＲＦコイル１５２によって検知され
ると共に送信／受信スイッチ１５４を介して前置増幅器
１５３に結合されることができる。増幅されたＮＭＲ信
号は、送受信器１５０の受信器部分において復調され、
濾波されると共にディジタル化される。送信／受信スイ
ッチ１５４は、パルス発生器モジュール１２１からの信
号によって制御されて、送信モード中にはＲＦ増幅器１
５１をコイル１５２に電気的に接続し、受信モード中に
は前置増幅器１５３をコイル１５２に電気的に接続す
る。送信／受信スイッチ１５４は又、送信モード又は受
信モードのいずれの場合でも、分離型ＲＦコイル（例え
ば、頭部コイル又は表面コイル）を用いることを可能に
している。
【００２１】ＲＦコイル１５２によって捕えられたＮＭ
Ｒ信号は、送受信器モジュール１５０によってディジタ
ル化されると共に、システム制御装置１２２内のメモリ
・モジュール１６０へ転送される。走査が完了してデー
タ配列全体がメモリ・モジュール１６０内に収集された
ときに、アレイ・プロセッサ１６１が動作して、このデ
ータを画像データ配列へフーリエ変換する。この画像デ
ータは、シリアル・リンク１１５を介して計算機システ
ム１０７へ伝送されて、ここでディスク・メモリ１１１
内に記憶される。オペレータ・コンソール１００から受
信された命令に応答して、この画像データをテープ駆動
装置１１２に保管することもできるし、又は画像処理装
置１０６によって更に処理して、オペレータ・コンソー
ル１００へ伝送すると共にディスプレイ１０４に表示す
ることもできる。
Ｒ信号は、送受信器モジュール１５０によってディジタ
ル化されると共に、システム制御装置１２２内のメモリ
・モジュール１６０へ転送される。走査が完了してデー
タ配列全体がメモリ・モジュール１６０内に収集された
ときに、アレイ・プロセッサ１６１が動作して、このデ
ータを画像データ配列へフーリエ変換する。この画像デ
ータは、シリアル・リンク１１５を介して計算機システ
ム１０７へ伝送されて、ここでディスク・メモリ１１１
内に記憶される。オペレータ・コンソール１００から受
信された命令に応答して、この画像データをテープ駆動
装置１１２に保管することもできるし、又は画像処理装
置１０６によって更に処理して、オペレータ・コンソー
ル１００へ伝送すると共にディスプレイ１０４に表示す
ることもできる。
【００２２】送受信器１５０についての更なる詳細は、
米国特許第４，９５２，８７７号及び同第４，９９２，
７３６号に記載されており、これらの特許はここに参照
されるべきものである。本発明は、図１のＭＲＩシステ
ムによって形成される任意の画像を改善するために用い
ることができるが、特に、３次元ＭＲＡ画像配列から形
成された２次元投影画像に有用である。このようなＭＲ
Ａデータ・セットを図３の参照番号２００に示す。ＭＲ
Ａデータ配列２００は、多数の異なるパルス・シーケン
スを用いて収集され得るが、好ましい実施例では、高速
３次元ＲＦフェーズ・スポイルド・グラディエント・リ
コールド・エコー・パルス・シーケンスが用いられる。
ゼネラル・エレクトリック社（General Electric Co.）
の商標「ＳＩＧＮＡ」として販売されている１．５テス
ラのＭＲスキャナ上で使用可能なパルス・シーケンス
「３ｄｆｇｒｅ」であって、改訂第５．５版のシステム
・ソフトウェアが用いられる。３次元ＭＲＡデータ配列
２００のサイズは、実行されている特定の検査方法に依
存して異なるが、好ましい実施例では、（ｘ＝２５６）
×（ｙ＝２５６）×（ｚ＝６０）である。従来のＭＲＡ
の手順では、この３次元ＭＲＡ画像配列２００は、例え
ば２５６×２５６ピクセルの分解能を有している２次元
画像配列へ投影される。この投影の角度は、オペレータ
によって選択される。後述するように、本発明は、この
同じ３次元画像配列２００から、例えば１０２４×１０
２４ピクセルの分解能を有している２次元投影画像を形
成することを可能にする。
米国特許第４，９５２，８７７号及び同第４，９９２，
７３６号に記載されており、これらの特許はここに参照
されるべきものである。本発明は、図１のＭＲＩシステ
ムによって形成される任意の画像を改善するために用い
ることができるが、特に、３次元ＭＲＡ画像配列から形
成された２次元投影画像に有用である。このようなＭＲ
Ａデータ・セットを図３の参照番号２００に示す。ＭＲ
Ａデータ配列２００は、多数の異なるパルス・シーケン
スを用いて収集され得るが、好ましい実施例では、高速
３次元ＲＦフェーズ・スポイルド・グラディエント・リ
コールド・エコー・パルス・シーケンスが用いられる。
ゼネラル・エレクトリック社（General Electric Co.）
の商標「ＳＩＧＮＡ」として販売されている１．５テス
ラのＭＲスキャナ上で使用可能なパルス・シーケンス
「３ｄｆｇｒｅ」であって、改訂第５．５版のシステム
・ソフトウェアが用いられる。３次元ＭＲＡデータ配列
２００のサイズは、実行されている特定の検査方法に依
存して異なるが、好ましい実施例では、（ｘ＝２５６）
×（ｙ＝２５６）×（ｚ＝６０）である。従来のＭＲＡ
の手順では、この３次元ＭＲＡ画像配列２００は、例え
ば２５６×２５６ピクセルの分解能を有している２次元
画像配列へ投影される。この投影の角度は、オペレータ
によって選択される。後述するように、本発明は、この
同じ３次元画像配列２００から、例えば１０２４×１０
２４ピクセルの分解能を有している２次元投影画像を形
成することを可能にする。
【００２３】続けて図３を参照すると、本発明の好まし
い実施例の第１の工程は、３次元ＭＲＡ画像配列２００
を、複数のサブボリュームに分割する工程である。これ
らのサブボリュームのうちの１つが参照番号２０２に示
してあり、このサブボリューム２０２は、例えば３０×
３０×３０ボクセルのデータを含んでいてもよい。この
サブボリューム２０２は、破線２０４で示すような周囲
の領域から、ある数の境界ボクセルを含めることによ
り、サイズを拡張される。各々の境界に沿って２つの追
加のボクセルを含めると、３２×３２×３２ボクセルの
境界付きサブボリューム２０４が得られる。
い実施例の第１の工程は、３次元ＭＲＡ画像配列２００
を、複数のサブボリュームに分割する工程である。これ
らのサブボリュームのうちの１つが参照番号２０２に示
してあり、このサブボリューム２０２は、例えば３０×
３０×３０ボクセルのデータを含んでいてもよい。この
サブボリューム２０２は、破線２０４で示すような周囲
の領域から、ある数の境界ボクセルを含めることによ
り、サイズを拡張される。各々の境界に沿って２つの追
加のボクセルを含めると、３２×３２×３２ボクセルの
境界付きサブボリューム２０４が得られる。
【００２４】以下に更に詳細に述べるように、補間処理
が各々のサブボリューム２０２に対して別個に実行さ
れ、手順の最後に、補間されたサブボリュームを結合す
ることにより、完全な補間された画像が形成される。こ
の手法により、関連するデータがより少なくなるので、
補間をより高速に実行することができ、又、補間された
データ・セットの全体を任意の所与の時間に収容しなけ
ればならなかった従来の方法よりも、遥かに少ないメモ
リ空間しか要求されない。
が各々のサブボリューム２０２に対して別個に実行さ
れ、手順の最後に、補間されたサブボリュームを結合す
ることにより、完全な補間された画像が形成される。こ
の手法により、関連するデータがより少なくなるので、
補間をより高速に実行することができ、又、補間された
データ・セットの全体を任意の所与の時間に収容しなけ
ればならなかった従来の方法よりも、遥かに少ないメモ
リ空間しか要求されない。
【００２５】更に図３を参照すると、各々の境界付きサ
ブボリューム２０４は、参照番号２０６に示す離散コサ
イン変換（ＤＣＴ）を用いて先ず変換されることにより
補間される。これにより、同サイズの変換されたサブボ
リューム・データ・セット２０８が得られるが、ＤＣＴ
は複素数を発生しないので、このデータ・セットの記憶
に要求されるメモリ空間が倍増することはない。画像ｆ
のこの多次元ＤＣＴ変換Ｆは、以下のように定義され
る。
ブボリューム２０４は、参照番号２０６に示す離散コサ
イン変換（ＤＣＴ）を用いて先ず変換されることにより
補間される。これにより、同サイズの変換されたサブボ
リューム・データ・セット２０８が得られるが、ＤＣＴ
は複素数を発生しないので、このデータ・セットの記憶
に要求されるメモリ空間が倍増することはない。画像ｆ
のこの多次元ＤＣＴ変換Ｆは、以下のように定義され
る。
【００２６】
【数１】
【００２７】ここで、「×」は乗算記号を示しており、
Ｎ1 、Ｎ2 及びＮ3 は、３次元の各々のボクセル数をそ
れぞれ示している。このＤＣＴ変換は、ソフトウェアで
実行することもできるし、Prentice-Hall刊行（１９８
９年）のAnil K. Jainによる「ディジタル処理の基礎」
（"Fundamentals of Digital Processing"）の第１５２
頁〜第１５３頁に記載されているような入手可能なフー
リエ変換用ハードウェアを用いることもできる。又、工
業規格「ＪＰＥＧ」に従った画像圧縮用ハードウェアを
用いてＤＣＴ変換を実行してもよい。
Ｎ1 、Ｎ2 及びＮ3 は、３次元の各々のボクセル数をそ
れぞれ示している。このＤＣＴ変換は、ソフトウェアで
実行することもできるし、Prentice-Hall刊行（１９８
９年）のAnil K. Jainによる「ディジタル処理の基礎」
（"Fundamentals of Digital Processing"）の第１５２
頁〜第１５３頁に記載されているような入手可能なフー
リエ変換用ハードウェアを用いることもできる。又、工
業規格「ＪＰＥＧ」に従った画像圧縮用ハードウェアを
用いてＤＣＴ変換を実行してもよい。
【００２８】次いで、各々の変換されたサブボリューム
２０８は、参照番号２１０に示すようなゼロ補填（zero
-filling）によってサイズを増大させられる。結果とし
て得られるゼロ補填されたサブボリューム２１２は、
「複数のゼロ」によって延長された線２１４に示す変換
されたサブボリューム・データで構成されている。理論
的には、サブボリュームは、ゼロ補填によって各々の次
元で任意に延長されて、分解能を向上させることができ
る。しかしながら、実用的には、サブボリューム２０８
がそのサイズの４倍を超えて拡張されたときには、拡張
による利益の増大よりも、所要の処理及びメモリが増大
することの方が重大になることが判明している。２倍〜
４倍の範囲の拡張が好ましい。
２０８は、参照番号２１０に示すようなゼロ補填（zero
-filling）によってサイズを増大させられる。結果とし
て得られるゼロ補填されたサブボリューム２１２は、
「複数のゼロ」によって延長された線２１４に示す変換
されたサブボリューム・データで構成されている。理論
的には、サブボリュームは、ゼロ補填によって各々の次
元で任意に延長されて、分解能を向上させることができ
る。しかしながら、実用的には、サブボリューム２０８
がそのサイズの４倍を超えて拡張されたときには、拡張
による利益の増大よりも、所要の処理及びメモリが増大
することの方が重大になることが判明している。２倍〜
４倍の範囲の拡張が好ましい。
【００２９】ゼロ補填工程に続いて、ゼロ補填されたサ
ブボリューム２１２は、参照番号２１６に示すように逆
変換される。これにより、サブボリューム２１２と同サ
イズ（例えば、各々の次元においてその元のサイズの４
倍）の補間されたサブボリューム２１８が発生される。
変換２１６は、以下のように定義される逆ＤＣＴであ
る。
ブボリューム２１２は、参照番号２１６に示すように逆
変換される。これにより、サブボリューム２１２と同サ
イズ（例えば、各々の次元においてその元のサイズの４
倍）の補間されたサブボリューム２１８が発生される。
変換２１６は、以下のように定義される逆ＤＣＴであ
る。
【００３０】
【数２】
【００３１】式中、「＊」は、ｎ1 ＝０、ｎ2 ＝０、ｎ
3 ＝０についての項が、前に係数１／２を有しているこ
とを示す。ＤＣＴ変換の場合と同様に、逆ＤＣＴは、ソ
フトウェアを用いても、ＦＦＴハードウェアを用いて
も、又はＪＰＥＧ画像圧縮ハードウェアを用いても実行
され得る。処理の最終の工程は、補間されたサブボリュ
ーム２１８を結合して、完全な補間された画像を形成す
る工程である。これを達成する方法は数多くあるが、先
ず、破線２２０の外側の領域によって示されている境界
データを除去する。結果として得られる補間されたサブ
ボリューム２２０を再び組み合わせて、補間された３次
元画像とすることもできるし、又は代替的に、参照番号
２２４に示すように、各々の補間されたサブボリューム
２２０を完全な２次元画像２２２に投影することもでき
る。最も普通に用いられる投影手法は、投影画像２２２
内の対応するサブボリューム２２４から、３次元の補間
されたサブボリューム２２０を貫通して射線を投影し、
サブボリューム２２０内で最大値を有しているデータ点
を選択するものである。各々の射線について選択された
値を用いて、投影画像サブボリューム２２４内の対応す
るピクセルの輝度を制御する。この方法は、当業界では
「最大輝度投影法（maximum intensity projection tec
hnique）」として公知である。「平均輝度投影法（aver
age intensity projection technique）」等の他の投影
手法を用いることもできる。
3 ＝０についての項が、前に係数１／２を有しているこ
とを示す。ＤＣＴ変換の場合と同様に、逆ＤＣＴは、ソ
フトウェアを用いても、ＦＦＴハードウェアを用いて
も、又はＪＰＥＧ画像圧縮ハードウェアを用いても実行
され得る。処理の最終の工程は、補間されたサブボリュ
ーム２１８を結合して、完全な補間された画像を形成す
る工程である。これを達成する方法は数多くあるが、先
ず、破線２２０の外側の領域によって示されている境界
データを除去する。結果として得られる補間されたサブ
ボリューム２２０を再び組み合わせて、補間された３次
元画像とすることもできるし、又は代替的に、参照番号
２２４に示すように、各々の補間されたサブボリューム
２２０を完全な２次元画像２２２に投影することもでき
る。最も普通に用いられる投影手法は、投影画像２２２
内の対応するサブボリューム２２４から、３次元の補間
されたサブボリューム２２０を貫通して射線を投影し、
サブボリューム２２０内で最大値を有しているデータ点
を選択するものである。各々の射線について選択された
値を用いて、投影画像サブボリューム２２４内の対応す
るピクセルの輝度を制御する。この方法は、当業界では
「最大輝度投影法（maximum intensity projection tec
hnique）」として公知である。「平均輝度投影法（aver
age intensity projection technique）」等の他の投影
手法を用いることもできる。
【００３２】図１及び図２を詳細に参照すると、本発明
は部分的には、計算機システム１０７内で実行される記
憶されている補間プログラムによって実現される。３次
元ＭＲＡ画像データ・セット２００は、上述のようにし
て収集されて、メモリ１１３に記憶される。次いで、図
２の流れ図に示すプログラムが実行されて、上述の方法
を実施し、補間された投影画像を形成して表示装置１０
４上に表示する。
は部分的には、計算機システム１０７内で実行される記
憶されている補間プログラムによって実現される。３次
元ＭＲＡ画像データ・セット２００は、上述のようにし
て収集されて、メモリ１１３に記憶される。次いで、図
２の流れ図に示すプログラムが実行されて、上述の方法
を実施し、補間された投影画像を形成して表示装置１０
４上に表示する。
【００３３】図２を詳細に参照すると、補間プログラム
は、処理ブロック２５０に示すように、３次元ＭＲＡ画
像データを読み込むと共に、補間方法を制御するパラメ
ータを入力することにより開始する。これらのパラメー
タは、関心ボリュームの座標、サブボリュームの寸法、
補間係数、各々のサブボリュームを取り巻いている重な
り境界の次元におけるサイズ及び所望の投影角度を含ん
でいる。好ましい実施例では、既定の補間係数として４
が用いられ、既定の重なり領域は、各々のサブボリュー
ム次元に沿って２ボクセルずつである。次いで、処理ブ
ロック２５２に示すように、本方法を実施するのに必要
なデータ構造が初期化される。
は、処理ブロック２５０に示すように、３次元ＭＲＡ画
像データを読み込むと共に、補間方法を制御するパラメ
ータを入力することにより開始する。これらのパラメー
タは、関心ボリュームの座標、サブボリュームの寸法、
補間係数、各々のサブボリュームを取り巻いている重な
り境界の次元におけるサイズ及び所望の投影角度を含ん
でいる。好ましい実施例では、既定の補間係数として４
が用いられ、既定の重なり領域は、各々のサブボリュー
ム次元に沿って２ボクセルずつである。次いで、処理ブ
ロック２５２に示すように、本方法を実施するのに必要
なデータ構造が初期化される。
【００３４】ここでループに入り、このループ内では、
各々のサブボリュームが別個に補間される。より具体的
には、処理ブロック２５４で、補間されるべき次のサブ
ボリュームが選択され、処理ブロック２５６で、このサ
ブボリュームは、前述の式（１）で定義されたＤＣＴ変
換を用いて変換される。次いで処理ブロック２５８で、
変換されたサブボリュームの周りのデータ点がゼロ補填
されて所望の補間係数を発生し、処理ブロック２６０
で、このゼロ補填されたサブボリュームが逆ＤＣＴ変換
される。次いで処理ブロック２６２で、結果として得ら
れた補間されたサブボリュームの周りの境界ボリューム
がゼロにセットされて、処理ブロック２６４に示すよう
に、３次元の補間されたサブボリュームが、所望の投影
角度で投影される。この方式で、システムはループを戻
って各々の同定されているサブボリュームを処理し、最
後のサブボリュームの処理が終わると、判定ブロック２
６６での決定に従って処理を終了する。
各々のサブボリュームが別個に補間される。より具体的
には、処理ブロック２５４で、補間されるべき次のサブ
ボリュームが選択され、処理ブロック２５６で、このサ
ブボリュームは、前述の式（１）で定義されたＤＣＴ変
換を用いて変換される。次いで処理ブロック２５８で、
変換されたサブボリュームの周りのデータ点がゼロ補填
されて所望の補間係数を発生し、処理ブロック２６０
で、このゼロ補填されたサブボリュームが逆ＤＣＴ変換
される。次いで処理ブロック２６２で、結果として得ら
れた補間されたサブボリュームの周りの境界ボリューム
がゼロにセットされて、処理ブロック２６４に示すよう
に、３次元の補間されたサブボリュームが、所望の投影
角度で投影される。この方式で、システムはループを戻
って各々の同定されているサブボリュームを処理し、最
後のサブボリュームの処理が終わると、判定ブロック２
６６での決定に従って処理を終了する。
【００３５】本発明は、単一のサブボリュームのみを上
述のようにして処理する場合の用途にも用いられ得る。
例えば、本発明を用いて、３次元画像データ・セットか
ら予め選択された小さなサブボリュームを実時間に近い
状態で拡大することができる。この場合には、３次元画
像データ・セットを投影して２次元の投影画像が形成さ
れ、オペレータは、拡大したい領域にわたってカーソル
を移動させる。このようにして、３次元画像データ・セ
ット内の対応するサブボリュームが同定され、このサブ
ボリュームは、前述の変換、ゼロ補填及び逆変換の方法
によって拡大される。結果として得られる拡大された３
次元サブボリュームを比較的小さなものとしておけば、
このサブボリュームは速やかに拡大されて、投影画像の
実時間に近い更新画像を形成することができる。
述のようにして処理する場合の用途にも用いられ得る。
例えば、本発明を用いて、３次元画像データ・セットか
ら予め選択された小さなサブボリュームを実時間に近い
状態で拡大することができる。この場合には、３次元画
像データ・セットを投影して２次元の投影画像が形成さ
れ、オペレータは、拡大したい領域にわたってカーソル
を移動させる。このようにして、３次元画像データ・セ
ット内の対応するサブボリュームが同定され、このサブ
ボリュームは、前述の変換、ゼロ補填及び逆変換の方法
によって拡大される。結果として得られる拡大された３
次元サブボリュームを比較的小さなものとしておけば、
このサブボリュームは速やかに拡大されて、投影画像の
実時間に近い更新画像を形成することができる。
【図１】本発明を用いているＭＲＩシステムのブロック
図である。
図である。
【図２】本発明の好ましい実施例を実行するために図１
のＭＲＩシステムによって実行されるプログラムの流れ
図である。
のＭＲＩシステムによって実行されるプログラムの流れ
図である。
【図３】図２に示すプログラムによって発生されるデー
タ構造の概略図である。
タ構造の概略図である。
１００ オペレータ・コンソール １０２ キーボード兼制御パネル １０４ ディスプレイ １０６ 画像処理装置 １０７ 計算機システム １０８、１１９ ＣＰＵモジュール １１１ ディスク記憶装置 １１２ テープ駆動装置 １１３、１６０ メモリ・モジュール １１５ 高速シリアル・リンク １１６ リンク １１８ バックプレーン １２１ パルス発生器モジュール １２２ システム制御装置 １２５ シリアル・リンク １２７ 勾配増幅器 １２９ 生理学データ収集制御装置 １３３ 走査室インタフェイス回路 １３４ 患者位置決めシステム １３９ 勾配コイル・アセンブリ １４０ 分極マグネット １４１ マグネット・アセンブリ １５０ 送受信器 １５１ ＲＦ増幅器 １５２ 全身型ＲＦコイル １５３ 前置増幅器 １５４ 送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ １６１ アレイ・プロセッサ ２００ ３次元ＭＲＡデータ配列 ２０２ サブボリューム ２０４ 境界付きサブボリューム ２０６ 離散コサイン変換工程 ２０８ 変換されたサブボリューム ２１０ ゼロ補填工程 ２１２ ゼロ補填されたサブボリューム ２１４ 変換されたサブボリューム ２１６ 逆離散コサイン変換工程 ２１８ 補間されたサブボリューム ２２０ 境界を除去された補間されたサブボリューム ２２２ ２次元画像 ２２４ 投影
Claims (8)
- 【請求項１】 画像データ・セットにより形成される画
像の分解能を向上させる方法であって、 前記画像データ・セットをサブボリュームに分割する工
程と、 各々のサブボリュームを、 （ａ） 該サブボリュームを変換し、 （ｂ） 変換された前記サブボリュームをゼロ補填して
拡張し、 （ｃ） ゼロ補填された前記サブボリュームを逆変換す
ることにより、補間する工程と、 補間された前記サブボリュームを結合させて、補間され
た画像データ・セットを形成すると共に、該画像データ
・セットから出力画像を発生させる工程とを備えた画像
の分解能を向上させる方法。 - 【請求項２】 前記変換は、離散コサイン変換である請
求項１に記載の画像の分解能を向上させる方法。 - 【請求項３】 前記画像データ・セットは、３次元画像
データ・セットであり、前記出力画像は、前記補間され
たサブボリュームを投影することにより発生される２次
元画像である請求項１に記載の画像の分解能を向上させ
る方法。 - 【請求項４】 前記３次元画像データ・セットは、３次
元磁気共鳴アンジオグラフィ画像データ・セットである
請求項３に記載の画像の分解能を向上させる方法。 - 【請求項５】 各々の補間されたサブボリュームは、前
記２次元画像上に別個に投影される請求項３に記載の画
像の分解能を向上させる方法。 - 【請求項６】 各々のサブボリュームは、境界データを
含んでおり、各々の補間されたサブボリューム内の対応
する補間された境界データは、前記出力画像を発生させ
る前に除去される請求項３に記載の画像の分解能を向上
させる方法。 - 【請求項７】 ３次元画像データ・セットから発生され
た投影画像の一部を拡大させる方法であって、 （ａ） 前記投影画像の一領域を選択する工程と、 （ｂ） 前記３次元画像データ・セット内の選択された
前記領域に対応しているサブボリュームを変換する工程
と、 （ｃ） 変換された前記サブボリュームをゼロ補填して
拡張させる工程と、 （ｄ） ゼロ補填された前記サブボリュームを逆変換し
て、拡大されたサブボリュームを形成する工程と、 （ｅ） 拡大された前記サブボリュームを投影して、前
記選択された領域の拡大画像を発生させる工程とを備え
た投影画像の一部を拡大させる方法。 - 【請求項８】 画像データ・セットにより形成される画
像の分解能を向上させる装置であって、 前記画像データ・セットをサブボリュームに分割する手
段と、 各々のサブボリュームを、 （ａ） 該サブボリュームを変換し、 （ｂ） 変換された前記サブボリュームをゼロ補填して
拡張し、 （ｃ） ゼロ補填された前記サブボリュームを逆変換す
ることにより、補間する手段と、 補間された前記サブボリュームを結合させて、補間され
た画像データ・セットを形成すると共に、該画像データ
・セットから出力画像を発生させる手段とを備えた画像
の分解能を向上させる装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/691,200 US5923789A (en) | 1996-08-07 | 1996-08-07 | Band limited interpolation and projection of spatial 3-D images |
| US08/691200 | 1996-08-07 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10137215A true JPH10137215A (ja) | 1998-05-26 |
| JP4070268B2 JP4070268B2 (ja) | 2008-04-02 |
Family
ID=24775553
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP21146397A Expired - Lifetime JP4070268B2 (ja) | 1996-08-07 | 1997-08-06 | 画像の分解能を向上させる方法、投影画像の一部を拡大させる方法及び画像の分解能を向上させる装置 |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5923789A (ja) |
| JP (1) | JP4070268B2 (ja) |
| KR (1) | KR19980018430A (ja) |
| CN (1) | CN1109899C (ja) |
| DE (1) | DE19730748B4 (ja) |
| IL (1) | IL121480A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2020120704A (ja) * | 2019-01-29 | 2020-08-13 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 画像処理装置及び画像処理方法 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5845015A (en) | 1995-10-12 | 1998-12-01 | Sarnoff Corporation | Method and apparatus for resizing images using the discrete cosine transform |
| JP3104868B2 (ja) * | 1997-11-25 | 2000-10-30 | 富士ゼロックス株式会社 | 画像処理装置 |
| US6393313B1 (en) * | 2000-08-23 | 2002-05-21 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Producing a phase contrast MR image from a partial Fourier data acquisition |
| US6804406B1 (en) * | 2000-08-30 | 2004-10-12 | Honeywell International Inc. | Electronic calibration for seamless tiled display using optical function generator |
| EP1338129B1 (en) * | 2000-09-02 | 2006-11-29 | Emageon, Inc. | Method and communication module for transmission of dicom objects through data element sources |
| EP1382005A4 (en) * | 2001-04-09 | 2005-12-28 | Henry M Jackson Foundation | PIXELATION RECONSTRUCTION FOR IMAGE RESOLUTION AND IMAGE DATA TRANSMISSION |
| GB2380549A (en) * | 2001-04-20 | 2003-04-09 | Marconi Medical Systems Uk Ltd | Magnetic Resonance Imaging |
| US8958654B1 (en) * | 2001-04-25 | 2015-02-17 | Lockheed Martin Corporation | Method and apparatus for enhancing three-dimensional imagery data |
| KR100428234B1 (ko) * | 2001-11-23 | 2004-04-28 | 주식회사 인피니트테크놀로지 | 의료영상분할장치 및 그 방법 |
| US6747630B2 (en) | 2002-07-31 | 2004-06-08 | Texas Instruments Incorporated | Method to up-sample frequency rich images without significant loss of image sharpness |
| US7486839B2 (en) * | 2003-06-27 | 2009-02-03 | Case Western Reserve University | Efficient method for MR image reconstruction using coil sensitivity encoding |
| US7778493B2 (en) * | 2003-10-09 | 2010-08-17 | The Henry M. Jackson Foundation For The Advancement Of Military Medicine Inc. | Pixelation reconstruction for image resolution and image data transmission |
| US20070230764A1 (en) * | 2004-04-09 | 2007-10-04 | Ali Khamene | Fast generation of digitally reconstructed radiographs |
| US7450784B2 (en) * | 2004-08-31 | 2008-11-11 | Olympus Corporation | Image resolution converting device |
| JP4717511B2 (ja) * | 2005-05-20 | 2011-07-06 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｘ線ｃｔ画像再構成方法およびｘ線ｃｔ装置 |
| CN101281641B (zh) * | 2008-05-27 | 2010-06-02 | 中山大学 | 一种外插法改进的基于eno的图像插值方法 |
| US8786873B2 (en) | 2009-07-20 | 2014-07-22 | General Electric Company | Application server for use with a modular imaging system |
| WO2011059655A1 (en) * | 2009-10-29 | 2011-05-19 | Optovue, Inc. | Enhanced imaging for optical coherence tomography |
| US8243882B2 (en) | 2010-05-07 | 2012-08-14 | General Electric Company | System and method for indicating association between autonomous detector and imaging subsystem |
| KR101967246B1 (ko) * | 2013-01-21 | 2019-04-09 | 삼성전자주식회사 | 자기공명영상 시스템, 데이터 처리장치 및 자기공명영상 생성 방법 |
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|---|---|---|---|---|
| EP0461659B1 (en) * | 1990-06-13 | 1997-03-26 | Mitsubishi Denki Kabushiki Kaisha | Coding method and coding apparatus |
| US5297550A (en) * | 1992-08-06 | 1994-03-29 | Picker International, Inc. | Background darkening of magnetic resonance angiographic images |
| US5297551A (en) * | 1992-08-06 | 1994-03-29 | Picker International, Inc. | Weighted ray projection imaging for MR angiography |
| KR0128245B1 (ko) * | 1992-10-07 | 1998-04-02 | 배순훈 | 화면 분할 기능을 갖는 디지탈 방식 고선명 텔레비젼 |
| US5368033A (en) * | 1993-04-20 | 1994-11-29 | North American Philips Corporation | Magnetic resonance angiography method and apparatus employing an integration projection |
| GB9316214D0 (en) * | 1993-08-05 | 1993-09-22 | Philips Electronics Uk Ltd | Image processing |
| JP2797959B2 (ja) * | 1994-03-12 | 1998-09-17 | 日本ビクター株式会社 | 多次元画像圧縮伸張方法 |
| US5644646A (en) * | 1994-08-05 | 1997-07-01 | University Of Utah Research Foundation | Vessel enhancement filtering in magnetic resonance angiography |
| KR0178900B1 (ko) * | 1995-03-20 | 1999-05-01 | 배순훈 | 서브 샘플링을 이용한 이산 여현 변환 부호기 |
| KR0171749B1 (ko) * | 1995-04-29 | 1999-03-20 | 배순훈 | 호환 부호기 |
| KR100204469B1 (ko) * | 1995-08-31 | 1999-06-15 | 배순훈 | 코너데이타를 이용한 영상 부호기 |
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-
1996
- 1996-08-07 US US08/691,200 patent/US5923789A/en not_active Expired - Lifetime
-
1997
- 1997-07-17 DE DE19730748A patent/DE19730748B4/de not_active Expired - Lifetime
- 1997-08-06 JP JP21146397A patent/JP4070268B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1997-08-06 KR KR1019970037531A patent/KR19980018430A/ko active Search and Examination
- 1997-08-06 IL IL12148097A patent/IL121480A/xx not_active IP Right Cessation
- 1997-08-07 CN CN97117362A patent/CN1109899C/zh not_active Expired - Lifetime
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| JP2020120704A (ja) * | 2019-01-29 | 2020-08-13 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 画像処理装置及び画像処理方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE19730748B4 (de) | 2008-09-11 |
| JP4070268B2 (ja) | 2008-04-02 |
| DE19730748A1 (de) | 1998-02-12 |
| IL121480A0 (en) | 1998-02-08 |
| KR19980018430A (ko) | 1998-06-05 |
| US5923789A (en) | 1999-07-13 |
| IL121480A (en) | 2000-11-21 |
| CN1175044A (zh) | 1998-03-04 |
| CN1109899C (zh) | 2003-05-28 |
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