JPH11235323A - 磁気共鳴撮影装置 - Google Patents
磁気共鳴撮影装置Info
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- JPH11235323A JPH11235323A JP10041478A JP4147898A JPH11235323A JP H11235323 A JPH11235323 A JP H11235323A JP 10041478 A JP10041478 A JP 10041478A JP 4147898 A JP4147898 A JP 4147898A JP H11235323 A JPH11235323 A JP H11235323A
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- resonance imaging
- imaging apparatus
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 被験者が刺激を印加されたと感じる主観的な
刺激印加期間と実際の刺激印加期間との間にミスマッチ
が生じた場合であっても、活性化領域を確実かつ正確に
抽出できる磁気共鳴撮影装置を提供する。 【解決手段】 まず、脳機能を計測した時系列画像デー
タを時間軸方向にフーリエ変換して信号変化の周波数ス
ペクトルを計算し（処理１〜６）、周波数０近傍のスペ
クトル幅および位相差を座標軸とする２次元グラフに計
算結果を配置する（処理７〜８）。次に、刺激印加／停
止を表す関数に対して同様の処理を実行する（処理９〜
１３）。最後に、２次元グラフ上における時系列画像の
データ点と刺激印加／停止を表す関数のデータ点との位
置関係を判断し、ノイズとなるデータ点を除去し、活性
化領域を抽出する（処理１４〜１５）。
刺激印加期間と実際の刺激印加期間との間にミスマッチ
が生じた場合であっても、活性化領域を確実かつ正確に
抽出できる磁気共鳴撮影装置を提供する。 【解決手段】 まず、脳機能を計測した時系列画像デー
タを時間軸方向にフーリエ変換して信号変化の周波数ス
ペクトルを計算し（処理１〜６）、周波数０近傍のスペ
クトル幅および位相差を座標軸とする２次元グラフに計
算結果を配置する（処理７〜８）。次に、刺激印加／停
止を表す関数に対して同様の処理を実行する（処理９〜
１３）。最後に、２次元グラフ上における時系列画像の
データ点と刺激印加／停止を表す関数のデータ点との位
置関係を判断し、ノイズとなるデータ点を除去し、活性
化領域を抽出する（処理１４〜１５）。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴撮影装置
に係り、特に、磁気共鳴撮影(ＭＲＩ)を用いた脳機能計
測(ｆＭＲＩ)において、所定の刺激に反応した脳の活性
化領域の抽出方法に関する。
に係り、特に、磁気共鳴撮影(ＭＲＩ)を用いた脳機能計
測(ｆＭＲＩ)において、所定の刺激に反応した脳の活性
化領域の抽出方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】脳機能計測(ｆＭＲＩ)は、光や音などの
刺激印加に伴う大脳皮質における反応をＭＲ信号の変化
として捕らえ、画像化する計測技術である。被験者に刺
激を所定期間印加しつつ、所定の時間間隔で時系列画像
を撮影し、被験者に刺激を印加して撮影した画像と刺激
を印加せず撮影した画像との間で信号変化を評価する。
信号変化の大きい領域を刺激に反応した領域すなわち活
性化領域とみなし、各種刺激に対する活性化領域を抽出
し、脳の機能領野を同定している。機能領野を正確に同
定するには、活性化領域の抽出方法が特に重要になる。
刺激印加に伴う大脳皮質における反応をＭＲ信号の変化
として捕らえ、画像化する計測技術である。被験者に刺
激を所定期間印加しつつ、所定の時間間隔で時系列画像
を撮影し、被験者に刺激を印加して撮影した画像と刺激
を印加せず撮影した画像との間で信号変化を評価する。
信号変化の大きい領域を刺激に反応した領域すなわち活
性化領域とみなし、各種刺激に対する活性化領域を抽出
し、脳の機能領野を同定している。機能領野を正確に同
定するには、活性化領域の抽出方法が特に重要になる。
【０００３】さまざまな抽出方法を比較した報告として
は、公知例１：Book of Abstract,12th Annual Meeting
of Society of Magnetic Resonance in Medicine, vo
l.1,449 (1993)が知られている。
は、公知例１：Book of Abstract,12th Annual Meeting
of Society of Magnetic Resonance in Medicine, vo
l.1,449 (1993)が知られている。
【０００４】この報告では、活性化領域の抽出方法を、
刺激印加前の信号強度を基準とし刺激の印加に伴う信号
変化率を評価して抽出する方法と、刺激印加と信号変化
との同期性を評価して抽出する方法とに分類している。
一般には、次の３種類の抽出方法が用いられている。
刺激印加前の信号強度を基準とし刺激の印加に伴う信号
変化率を評価して抽出する方法と、刺激印加と信号変化
との同期性を評価して抽出する方法とに分類している。
一般には、次の３種類の抽出方法が用いられている。
【０００５】第１の方法は、信号変化率を用いる抽出方
法である。第２の方法は、ｔ検定などの統計処理を用い
る抽出方法である。第２の方法は、ノイズの大きさに対
する信号変化率の有意性を統計上の指標を用いて評価で
きる特徴を持っている。これらの方法は、公知例１にお
ける信号変化率を評価する抽出方法に該当する。第３の
方法は、相関関数を用いる抽出方法である。第３の方法
は、公知例１における刺激印加と信号変化との同期性を
評価する抽出方法に該当する。
法である。第２の方法は、ｔ検定などの統計処理を用い
る抽出方法である。第２の方法は、ノイズの大きさに対
する信号変化率の有意性を統計上の指標を用いて評価で
きる特徴を持っている。これらの方法は、公知例１にお
ける信号変化率を評価する抽出方法に該当する。第３の
方法は、相関関数を用いる抽出方法である。第３の方法
は、公知例１における刺激印加と信号変化との同期性を
評価する抽出方法に該当する。
【０００６】第２の方法と第３の方法とは、第１の方法
と比較して、静脈の誤抽出が少ない特徴がある。そのた
め、活性化領域の抽出には、第２の方法または第３の方
法が用いられる場合が多い。
と比較して、静脈の誤抽出が少ない特徴がある。そのた
め、活性化領域の抽出には、第２の方法または第３の方
法が用いられる場合が多い。
【０００７】これらの抽出方法以外にも、例えばフーリ
エ変換を用いる方法が、公知例２：Book of Abstract,2
nd Annual Meeting of International Society of Magn
eticResonance, vol.2, 636 (1994)および公知例３：第
２２回日本磁気共鳴医学会大会 講演抄録集、103 (199
4)に報告されている。
エ変換を用いる方法が、公知例２：Book of Abstract,2
nd Annual Meeting of International Society of Magn
eticResonance, vol.2, 636 (1994)および公知例３：第
２２回日本磁気共鳴医学会大会 講演抄録集、103 (199
4)に報告されている。
【０００８】この抽出方法では、刺激印加／停止を複数
回繰り返して計測した時系列画像データを時間軸方向に
フーリエ変換し、信号変化の周波数成分が刺激印加／停
止の周期と等しい画素を活性化領域として抽出する。刺
激の印加／停止は、通常、サイン波で表されるため、刺
激印加期間と刺激停止期間とが等しい場合に用いられ
る。
回繰り返して計測した時系列画像データを時間軸方向に
フーリエ変換し、信号変化の周波数成分が刺激印加／停
止の周期と等しい画素を活性化領域として抽出する。刺
激の印加／停止は、通常、サイン波で表されるため、刺
激印加期間と刺激停止期間とが等しい場合に用いられ
る。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】これまで述べた抽出方
法は、刺激印加期間と信号変化が生じる期間とがほぼ等
しいことを前提としている。
法は、刺激印加期間と信号変化が生じる期間とがほぼ等
しいことを前提としている。
【００１０】しかし、例えば暗闇で光を数秒間照射した
場合に、被験者は、実際には光を消したにも拘わらず、
光を照射され続けているように感じる。すなわち、被験
者が光を照射されていると感じる主観的な刺激印加期間
と実際に光を照射している刺激印加期間との間に、ミス
マッチが生じている。このようなミスマッチが生じた場
合、上記抽出方法では対応できない。信号変化は主観的
な刺激印加期間に等しいが、その主観的な刺激印加期間
を特定できないためである。そこで、上記ミスマッチに
対応可能な抽出方法の開発が待たれていた。
場合に、被験者は、実際には光を消したにも拘わらず、
光を照射され続けているように感じる。すなわち、被験
者が光を照射されていると感じる主観的な刺激印加期間
と実際に光を照射している刺激印加期間との間に、ミス
マッチが生じている。このようなミスマッチが生じた場
合、上記抽出方法では対応できない。信号変化は主観的
な刺激印加期間に等しいが、その主観的な刺激印加期間
を特定できないためである。そこで、上記ミスマッチに
対応可能な抽出方法の開発が待たれていた。
【００１１】本発明の目的は、被験者が刺激を印加され
たと感じる主観的な刺激印加期間と実際の刺激印加期間
との間にミスマッチが生じた場合であっても、活性化領
域を確実かつ正確に抽出する手段を備えた磁気共鳴撮影
装置を提供することである。
たと感じる主観的な刺激印加期間と実際の刺激印加期間
との間にミスマッチが生じた場合であっても、活性化領
域を確実かつ正確に抽出する手段を備えた磁気共鳴撮影
装置を提供することである。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明は、上記目的を達
成するため、空間的に強度が均一な静磁場を発生する静
磁場発生手段と、スライス厚さ方向，位相エンコード方
向，信号読み出し方向の互いに直交する三方向のそれぞ
れに強度勾配を有する磁場を発生する傾斜磁場発生手段
と、被験者の核磁化を励起する高周波磁場発生手段と、
被験者からの共鳴信号を検出する信号検出手段と、信号
検出手段により検出された共鳴信号に対して所定の信号
処理を実行する計算機と、計算機による処理結果を出力
する出力手段とを有し、所定時間間隔でかつ所定期間だ
け被験者に光・音などの刺激を印加して時系列画像を撮
影し、時系列画像から刺激に同期して信号強度が変化し
た領域を抽出し、脳機能の活性化領域として抽出する磁
気共鳴撮影装置において、前記計算機が、(１)実際の刺
激印加／停止を表す関数ｇ０(ｔ)(ただしｔは時間)をフ
ーリエ変換して周波数スペクトルＧ０(ω)を導出し、Ｇ
０(ω)の振幅スペクトルの周波数０またはその近傍の振
幅値を用いて閾値を指定しバンド幅ΔＢ０を求めるとと
もに、位相差Δθ０を計算する処理手段と、(２)実際よ
りも刺激印加期間が長くなるよう定義した関数ｇｄ(ｔ)
をフーリエ変換して周波数スペクトルＧｄ(ω)を導出
し、Ｇ０(ω)の振幅スペクトルの周波数０またはその近
傍の振幅値を用いて閾値を指定しバンド幅ΔＢｄを求め
るとともに、位相差Δθｄを計算する処理手段と、(３)
位相差Δθを横軸としバンド幅ΔＢを縦軸とする２次元
グラフ上に、Ｇ０(ω)に対応するデータ点Ｐ０(Δθ
０，ΔＷ０)とＧｄ(ω)に対応するデータ点Ｐｄ(Δθ
ｄ，ΔＷｄ)をプロットし、データ点から基準線Ｌを作
成する処理手段と、(４)時系列画像データの信号変化を
表す関数をｆ(ｘ，ｙ，ｔ)(ただしｘ，ｙは空間座標，
ｔは時間)にフーリエ変換して周波数スペクトルＦ(ｘ，
ｙ，ω)を導出し、Ｆ(ｘ，ｙ，ω)の振幅スペクトルの
周波数０またはその近傍の振幅値を用いて閾値を指定し
バンド幅ΔＢｘｙを求めるとともに、位相差Δθｘｙを
計算する処理手段と、(５)２次元グラフ上に各Ｆ(ｘ，
ｙ，ω)のデータ点を配置し、基準線Ｌと配置されたデ
ータ点との位置関係で記述される閾値条件を満足するデ
ータ点を抽出する処理手段と、(６)(５)で抽出されたデ
ータ点に対応する画素を抽出し、脳機能の活性化領域を
同定するする処理手段とを備えた磁気共鳴撮影装置を提
案する。
成するため、空間的に強度が均一な静磁場を発生する静
磁場発生手段と、スライス厚さ方向，位相エンコード方
向，信号読み出し方向の互いに直交する三方向のそれぞ
れに強度勾配を有する磁場を発生する傾斜磁場発生手段
と、被験者の核磁化を励起する高周波磁場発生手段と、
被験者からの共鳴信号を検出する信号検出手段と、信号
検出手段により検出された共鳴信号に対して所定の信号
処理を実行する計算機と、計算機による処理結果を出力
する出力手段とを有し、所定時間間隔でかつ所定期間だ
け被験者に光・音などの刺激を印加して時系列画像を撮
影し、時系列画像から刺激に同期して信号強度が変化し
た領域を抽出し、脳機能の活性化領域として抽出する磁
気共鳴撮影装置において、前記計算機が、(１)実際の刺
激印加／停止を表す関数ｇ０(ｔ)(ただしｔは時間)をフ
ーリエ変換して周波数スペクトルＧ０(ω)を導出し、Ｇ
０(ω)の振幅スペクトルの周波数０またはその近傍の振
幅値を用いて閾値を指定しバンド幅ΔＢ０を求めるとと
もに、位相差Δθ０を計算する処理手段と、(２)実際よ
りも刺激印加期間が長くなるよう定義した関数ｇｄ(ｔ)
をフーリエ変換して周波数スペクトルＧｄ(ω)を導出
し、Ｇ０(ω)の振幅スペクトルの周波数０またはその近
傍の振幅値を用いて閾値を指定しバンド幅ΔＢｄを求め
るとともに、位相差Δθｄを計算する処理手段と、(３)
位相差Δθを横軸としバンド幅ΔＢを縦軸とする２次元
グラフ上に、Ｇ０(ω)に対応するデータ点Ｐ０(Δθ
０，ΔＷ０)とＧｄ(ω)に対応するデータ点Ｐｄ(Δθ
ｄ，ΔＷｄ)をプロットし、データ点から基準線Ｌを作
成する処理手段と、(４)時系列画像データの信号変化を
表す関数をｆ(ｘ，ｙ，ｔ)(ただしｘ，ｙは空間座標，
ｔは時間)にフーリエ変換して周波数スペクトルＦ(ｘ，
ｙ，ω)を導出し、Ｆ(ｘ，ｙ，ω)の振幅スペクトルの
周波数０またはその近傍の振幅値を用いて閾値を指定し
バンド幅ΔＢｘｙを求めるとともに、位相差Δθｘｙを
計算する処理手段と、(５)２次元グラフ上に各Ｆ(ｘ，
ｙ，ω)のデータ点を配置し、基準線Ｌと配置されたデ
ータ点との位置関係で記述される閾値条件を満足するデ
ータ点を抽出する処理手段と、(６)(５)で抽出されたデ
ータ点に対応する画素を抽出し、脳機能の活性化領域を
同定するする処理手段とを備えた磁気共鳴撮影装置を提
案する。
【００１３】前記(２)の処理手段は、定義した刺激時間
が異なる複数のｇｄ(ｔ)のそれぞれから、バンド幅ΔＢ
ｄを求めるとともに、位相差Δθｄを計算する処理手段
とすることができる。
が異なる複数のｇｄ(ｔ)のそれぞれから、バンド幅ΔＢ
ｄを求めるとともに、位相差Δθｄを計算する処理手段
とすることができる。
【００１４】前記(３)に記載の基準線Ｌの作成手段は、
データ点を用いた近似直線を導出するか、データ点を用
いた近似曲線を導出する処理手段とする。
データ点を用いた近似直線を導出するか、データ点を用
いた近似曲線を導出する処理手段とする。
【００１５】前記(５)に記載の処理手段は、具体的に
は、Ｆ(ｘ，ｙ，ω)の二次元グラフ上のデータ点(Δθ
ｘｙ，ΔＢｘｙ)のΔＢ座標値ΔＢｘｙが、基準線Ｌの
ΔθｘｙにおけるΔＢ座標値以下であることを閾値条件
とし、閾値条件を満足するデータ点を抽出する処理手段
である。
は、Ｆ(ｘ，ｙ，ω)の二次元グラフ上のデータ点(Δθ
ｘｙ，ΔＢｘｙ)のΔＢ座標値ΔＢｘｙが、基準線Ｌの
ΔθｘｙにおけるΔＢ座標値以下であることを閾値条件
とし、閾値条件を満足するデータ点を抽出する処理手段
である。
【００１６】前記(５)に記載の処理手段は、また、Ｆ
(ｘ，ｙ，ω)の二次元グラフ上のデータ点(Δθｘｙ，
ΔＢｘｙ)のΔＢ座標値ΔＢｘｙが、基準線ＬのΔθｘ
ｙにおけるΔＢ座標値とユーザが任意に定める値ｄ１と
の加算値以下であることを閾値条件とし、閾値条件を満
足するデータ点を抽出する処理手段とすることができ
る。
(ｘ，ｙ，ω)の二次元グラフ上のデータ点(Δθｘｙ，
ΔＢｘｙ)のΔＢ座標値ΔＢｘｙが、基準線ＬのΔθｘ
ｙにおけるΔＢ座標値とユーザが任意に定める値ｄ１と
の加算値以下であることを閾値条件とし、閾値条件を満
足するデータ点を抽出する処理手段とすることができ
る。
【００１７】前記(５)に記載の処理手段は、さらに、Ｆ
(ｘ，ｙ，ω)の二次元グラフ上のデータ点(Δθｘｙ，
ΔＢｘｙ)のΔＢ座標値ΔＢｘｙが、 ａ)基準線ＬのΔθｘｙにおけるΔＢ座標値以下である
こと、 ｂ)基準線ＬのΔθｘｙにおけるΔＢ座標値より大き
く、かつ、基準線Ｌとデータ点との距離がユーザが任意
に定める値ｄ２より小さいこと のいずれか一方を満足することを閾値条件とし、閾値条
件を満足するデータ点を抽出する処理手段とすることも
可能である。
(ｘ，ｙ，ω)の二次元グラフ上のデータ点(Δθｘｙ，
ΔＢｘｙ)のΔＢ座標値ΔＢｘｙが、 ａ)基準線ＬのΔθｘｙにおけるΔＢ座標値以下である
こと、 ｂ)基準線ＬのΔθｘｙにおけるΔＢ座標値より大き
く、かつ、基準線Ｌとデータ点との距離がユーザが任意
に定める値ｄ２より小さいこと のいずれか一方を満足することを閾値条件とし、閾値条
件を満足するデータ点を抽出する処理手段とすることも
可能である。
【００１８】ことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。
【００１９】いずれの磁気共鳴撮影装置においても、前
記出力手段が、脳の磁気共鳴断層像を表示する表示装置
と、Ｆ(ｘ，ｙ，ω)の二次元グラフ上のデータ点(Δθ
ｘｙ，ΔＢｘｙ)，基準線Ｌ，閾値条件を表示する表示
装置とを含み、前記計算機が、少なくとも基準線Ｌ，閾
値条件を任意に設定変更するための入力手段を含むこと
が、操作効率上、望ましい。
記出力手段が、脳の磁気共鳴断層像を表示する表示装置
と、Ｆ(ｘ，ｙ，ω)の二次元グラフ上のデータ点(Δθ
ｘｙ，ΔＢｘｙ)，基準線Ｌ，閾値条件を表示する表示
装置とを含み、前記計算機が、少なくとも基準線Ｌ，閾
値条件を任意に設定変更するための入力手段を含むこと
が、操作効率上、望ましい。
【００２０】本発明においては、脳機能を計測した時系
列画像データを時間軸方向にフーリエ変換して信号変化
の周波数スペクトルを計算し、周波数０近傍のスペクト
ル幅と位相差を座標軸とする２次元グラフに計算結果を
配置する。次いで、刺激印加／停止を表す関数に対し同
様の処理を実行する。最後に、２次元グラフ上における
時系列画像のデータ点と刺激印加／停止を表す関数のデ
ータ点との位置関係を判断し、活性化領域を抽出するの
で、脳の活性／非活性とは関係がない静脈の影響などに
よるノイズが除去され、被験者が刺激を印加されたと感
じる主観的な刺激印加期間に対応した脳の活性化領域の
磁気共鳴断層像が、確実かつ正確に得られる。
列画像データを時間軸方向にフーリエ変換して信号変化
の周波数スペクトルを計算し、周波数０近傍のスペクト
ル幅と位相差を座標軸とする２次元グラフに計算結果を
配置する。次いで、刺激印加／停止を表す関数に対し同
様の処理を実行する。最後に、２次元グラフ上における
時系列画像のデータ点と刺激印加／停止を表す関数のデ
ータ点との位置関係を判断し、活性化領域を抽出するの
で、脳の活性／非活性とは関係がない静脈の影響などに
よるノイズが除去され、被験者が刺激を印加されたと感
じる主観的な刺激印加期間に対応した脳の活性化領域の
磁気共鳴断層像が、確実かつ正確に得られる。
【００２１】
【発明の実施の形態】次に、図１〜図１１を参照して、
本発明による磁気共鳴撮影装置の実施例を説明する。
本発明による磁気共鳴撮影装置の実施例を説明する。
【００２２】まず、信号変化のモデルデータ数種類を時
間軸方向にフーリエ変換し、信号変化の差異がフーリエ
変換後のデータに及ぼす影響を説明する。上記公知例２
および公知例３に代表されるように、フーリエ変換を用
いた抽出方法は、刺激印加／停止を繰り返して計測した
場合に用いられる。
間軸方向にフーリエ変換し、信号変化の差異がフーリエ
変換後のデータに及ぼす影響を説明する。上記公知例２
および公知例３に代表されるように、フーリエ変換を用
いた抽出方法は、刺激印加／停止を繰り返して計測した
場合に用いられる。
【００２３】図２は、その場合のフーリエ変換適用結果
を示すグラフである。(ａ)は信号強度の時間変化を示す
グラフであり、縦軸は信号変化率，横軸は時系列画像の
番号である。なお、計測開始からの時間は、[時系列画
像の番号]×[画像撮影の時間間隔ＴＲ]で計算される。
(ｂ)は、(ａ)をフーリエ変換して周波数スペクトルを導
出し、その振幅スペクトルをグラフ表示したものであ
り、縦軸は振幅，横軸は周波数成分である。(ｃ)は、
(ａ)をフーリエ変換して周波数スペクトルを導出し、そ
の位相スペクトルをグラフ表示したものであり、縦軸は
位相値，横軸は周波数成分である。なお、データ点が６
４点の場合は、振幅スペクトルおよび位相スペクトルと
もに６４スペクトルで構成されるが、それぞれ、振幅座
標軸および原点に関して対象となるため、図面では、３
２のスペクトルのみを表示してある。
を示すグラフである。(ａ)は信号強度の時間変化を示す
グラフであり、縦軸は信号変化率，横軸は時系列画像の
番号である。なお、計測開始からの時間は、[時系列画
像の番号]×[画像撮影の時間間隔ＴＲ]で計算される。
(ｂ)は、(ａ)をフーリエ変換して周波数スペクトルを導
出し、その振幅スペクトルをグラフ表示したものであ
り、縦軸は振幅，横軸は周波数成分である。(ｃ)は、
(ａ)をフーリエ変換して周波数スペクトルを導出し、そ
の位相スペクトルをグラフ表示したものであり、縦軸は
位相値，横軸は周波数成分である。なお、データ点が６
４点の場合は、振幅スペクトルおよび位相スペクトルと
もに６４スペクトルで構成されるが、それぞれ、振幅座
標軸および原点に関して対象となるため、図面では、３
２のスペクトルのみを表示してある。
【００２４】グラフ(ｂ)によれば、刺激印加／停止を一
定周期で繰り返す従来の計測では、その周波数および倍
数成分に対応した線スペクトルが出現することがわか
る。
定周期で繰り返す従来の計測では、その周波数および倍
数成分に対応した線スペクトルが出現することがわか
る。
【００２５】一方、刺激印加期間のミスマッチが問題と
なる計測では、信号変化に対応する主観的な刺激印加期
間が不明である。したがって、刺激印加を複数回繰り返
す計測すなわち主観的な刺激印加期間と静止期間とを一
致させて刺激印加を繰り返す計測はできない。そこで、
刺激印加１回の場合の計測に対応して抽出方法を検討す
ることが必要になる。
なる計測では、信号変化に対応する主観的な刺激印加期
間が不明である。したがって、刺激印加を複数回繰り返
す計測すなわち主観的な刺激印加期間と静止期間とを一
致させて刺激印加を繰り返す計測はできない。そこで、
刺激印加１回の場合の計測に対応して抽出方法を検討す
ることが必要になる。
【００２６】図３は、刺激印加１回の場合の信号変化モ
デルとその周波数スペクトルとを示すグラフである。
(ａ)から(ｃ)の示す内容は、図２の(ａ)から(ｃ)にそれ
ぞれ対応している。図２と図３との比較から分かるよう
に、刺激印加が１回の場合は、周波数スペクトルが複雑
な連続スペクトルになる。したがって、刺激印加／停止
を一定周期で繰り返した場合の抽出方法、すなわち、刺
激印加／停止の周波数成分を参照し、信号変化の周波数
成分が等しい画素を活性化領域として抽出する方法で
は、刺激印加が１回の場合に対応できない。
デルとその周波数スペクトルとを示すグラフである。
(ａ)から(ｃ)の示す内容は、図２の(ａ)から(ｃ)にそれ
ぞれ対応している。図２と図３との比較から分かるよう
に、刺激印加が１回の場合は、周波数スペクトルが複雑
な連続スペクトルになる。したがって、刺激印加／停止
を一定周期で繰り返した場合の抽出方法、すなわち、刺
激印加／停止の周波数成分を参照し、信号変化の周波数
成分が等しい画素を活性化領域として抽出する方法で
は、刺激印加が１回の場合に対応できない。
【００２７】図４から図７は、刺激印加１回の場合の信
号変化モデルおよびその周波数スペクトルを示すグラフ
である。図４は、信号変化が生じた期間が図３より４Ｔ
Ｒ長い場合を示し、図５は、信号変化が生じた期間が図
３より８ＴＲ長い場合を示している。図６は、信号変化
の始まりが図３より４ＴＲ遅く、しかも、信号変化が生
じた期間が図３より４ＴＲ長い場合を示し、図７は、信
号変化の始まりが図３より４ＴＲ遅く、しかも、信号変
化が生じた期間が図３より８ＴＲ長い場合を示してい
る。それぞれの図において、(ａ)から(ｃ)のグラフが表
す内容は、図２と同様である。
号変化モデルおよびその周波数スペクトルを示すグラフ
である。図４は、信号変化が生じた期間が図３より４Ｔ
Ｒ長い場合を示し、図５は、信号変化が生じた期間が図
３より８ＴＲ長い場合を示している。図６は、信号変化
の始まりが図３より４ＴＲ遅く、しかも、信号変化が生
じた期間が図３より４ＴＲ長い場合を示し、図７は、信
号変化の始まりが図３より４ＴＲ遅く、しかも、信号変
化が生じた期間が図３より８ＴＲ長い場合を示してい
る。それぞれの図において、(ａ)から(ｃ)のグラフが表
す内容は、図２と同様である。
【００２８】これらの図から、第１の特徴として、信号
変化の継続期間が長い場合、振幅スペクトルにおいて、
周波数０付近の振幅が大きくなること、第２の特徴とし
て、周波数０における振幅の例えば半分を閾値とし、閾
値以上の値を有する周波数幅(バンド幅とし記号ΔＢで
表す)を比較すると、信号変化が生じた期間が長いほ
ど、バンド幅ΔＢが狭くなることが分かる。
変化の継続期間が長い場合、振幅スペクトルにおいて、
周波数０付近の振幅が大きくなること、第２の特徴とし
て、周波数０における振幅の例えば半分を閾値とし、閾
値以上の値を有する周波数幅(バンド幅とし記号ΔＢで
表す)を比較すると、信号変化が生じた期間が長いほ
ど、バンド幅ΔＢが狭くなることが分かる。
【００２９】図８は、(ｃ)の位相スペクトルにおいて、
ｉ番目とｉ＋１番目の周波数成分の位相差を計算して作
成した位相差スペクトルのグラフである。ただし、図示
した位相差の値は、上記差分による位相差の値に１８０
×ｎ倍(ｎ：整数)の値を加算または減算し、位相値を０
度から１８０度にしている。図８の(ａ)〜(ｅ)のグラフ
は、それぞれ、図３から図７の位相差スペクトルに対応
している。
ｉ番目とｉ＋１番目の周波数成分の位相差を計算して作
成した位相差スペクトルのグラフである。ただし、図示
した位相差の値は、上記差分による位相差の値に１８０
×ｎ倍(ｎ：整数)の値を加算または減算し、位相値を０
度から１８０度にしている。図８の(ａ)〜(ｅ)のグラフ
は、それぞれ、図３から図７の位相差スペクトルに対応
している。
【００３０】図８から、第３の特徴として、信号変化の
継続時間が長い場合や信号変化の開始が遅れた場合は、
位相差Δθが大きくなることが分かる。
継続時間が長い場合や信号変化の開始が遅れた場合は、
位相差Δθが大きくなることが分かる。
【００３１】次に、刺激印加期間にミスマッチが生じた
場合の活性化領域抽出方法について説明する。ここで、
抽出したい活性化領域とは、 ａ．刺激印加開始と同期して信号が上昇し、刺激停止と
同時に信号が低下する ｂ．刺激印加開始と同期して信号が上昇し、刺激停止後
も信号変化が継続する領域である。したがって、活性化
領域抽出方法には、上記３つの特徴を利用し、図３から
７のうちで、図３から図５の信号変化を示す領域を抽出
することが求められる。
場合の活性化領域抽出方法について説明する。ここで、
抽出したい活性化領域とは、 ａ．刺激印加開始と同期して信号が上昇し、刺激停止と
同時に信号が低下する ｂ．刺激印加開始と同期して信号が上昇し、刺激停止後
も信号変化が継続する領域である。したがって、活性化
領域抽出方法には、上記３つの特徴を利用し、図３から
７のうちで、図３から図５の信号変化を示す領域を抽出
することが求められる。
【００３２】図１は、本発明による磁気共鳴撮影装置の
実施例の計算機における所定の刺激に反応した脳の活性
化領域の抽出手段の処理手順を示すフローチャートであ
る。なお、刺激印加／停止を表す関数をｇ(ｔ)(ただし
ｔは時間)、時系列画像データの信号変化を表す関数を
ｆ(ｘ，ｙ，ｔ)(ただしｘ，ｙは空間座標，ｔは時間)と
する。ユーザは、ｇ(ｔ)を任意に定めることが可能であ
り、例えば刺激を印加していない期間の値は０、刺激を
印加している期間の値は１である。
実施例の計算機における所定の刺激に反応した脳の活性
化領域の抽出手段の処理手順を示すフローチャートであ
る。なお、刺激印加／停止を表す関数をｇ(ｔ)(ただし
ｔは時間)、時系列画像データの信号変化を表す関数を
ｆ(ｘ，ｙ，ｔ)(ただしｘ，ｙは空間座標，ｔは時間)と
する。ユーザは、ｇ(ｔ)を任意に定めることが可能であ
り、例えば刺激を印加していない期間の値は０、刺激を
印加している期間の値は１である。
【００３３】まず、ｇ(ｔ)に対する処理を説明する。 処理１：実際の刺激印加／停止期間に一致するようにｇ
(ｔ)の値を決定し、(ｇ０(ｔ))，ｇ０(ｔ)をフーリエ変
換して、周波数スペクトルＧ０(ω)を導出する。 処理２：振幅スペクトルにおいて、周波数０またはその
近傍の振幅値を用いて閾値を指定しバンド幅ΔＢ０を求
める。 処理３：それとともに、位相差Δθ０を計算する。 処理４：次いで、実際よりも刺激印加期間が長くなるよ
うにｇ(ｔ)の値を決定し(ｇｄ(ｔ))、ｇｄ(ｔ)をフーリ
エ変換して周波数スペクトルＧｄ(ω)を導出する。 処理５：その後、Ｇ０(ω)と同様に、バンド幅ΔＢｄを
求める。 処理６：それとともに、位相差Δθｄを求める。 なお、ｇｄ(ｔ)を用いたバンド幅ΔＢｄと位相差Δθｄ
の計算は、刺激印加期間を変更して複数回実行すること
が望ましい。 処理７：その後、バンド幅ΔＢと位相差Δθを座標軸と
する２次元グラフ上に、Ｇ０(ω)に対応するデータ点Ｐ
０(Δθ０，ΔＷ０)とＧｄ(ω)に対応するデータ点Ｐｄ
(Δθｄ，ΔＷｄ)をプロットする。図９(ａ)は、点Ｐ０
および点Ｐｄを２次元グラフ上にプロットした図であ
る。 処理８：これらのデータ点を用いて近似直線または近似
曲線を作成し、活性化領域抽出の際の基準線とする。
(ｔ)の値を決定し、(ｇ０(ｔ))，ｇ０(ｔ)をフーリエ変
換して、周波数スペクトルＧ０(ω)を導出する。 処理２：振幅スペクトルにおいて、周波数０またはその
近傍の振幅値を用いて閾値を指定しバンド幅ΔＢ０を求
める。 処理３：それとともに、位相差Δθ０を計算する。 処理４：次いで、実際よりも刺激印加期間が長くなるよ
うにｇ(ｔ)の値を決定し(ｇｄ(ｔ))、ｇｄ(ｔ)をフーリ
エ変換して周波数スペクトルＧｄ(ω)を導出する。 処理５：その後、Ｇ０(ω)と同様に、バンド幅ΔＢｄを
求める。 処理６：それとともに、位相差Δθｄを求める。 なお、ｇｄ(ｔ)を用いたバンド幅ΔＢｄと位相差Δθｄ
の計算は、刺激印加期間を変更して複数回実行すること
が望ましい。 処理７：その後、バンド幅ΔＢと位相差Δθを座標軸と
する２次元グラフ上に、Ｇ０(ω)に対応するデータ点Ｐ
０(Δθ０，ΔＷ０)とＧｄ(ω)に対応するデータ点Ｐｄ
(Δθｄ，ΔＷｄ)をプロットする。図９(ａ)は、点Ｐ０
および点Ｐｄを２次元グラフ上にプロットした図であ
る。 処理８：これらのデータ点を用いて近似直線または近似
曲線を作成し、活性化領域抽出の際の基準線とする。
【００３４】次に、ｆ(ｘ，ｙ，ｔ)に関する処理を説明
する。 処理９：時系列画像データｆ(ｘ，ｙ，ｔ)に前処理をす
る。なお、処理９に関しては、詳細を後述する。 処理１０：ｆ(ｘ，ｙ，ｔ)を時間軸方向にフーリエ変換
して周波数スペクトルＦ(ｘ，ｙ，ω)を導出する。 処理１１：振幅スペクトルにおいて、周波数０またはそ
の近傍の振幅値を用いて閾値を指定し、バンド幅ΔＢｘ
ｙを求める。 処理１２：位相差Δθｘｙを計算する。 処理１３：その後、図９(ｂ)に示すように、基準線Ｌを
設定した２次元グラフ上に各座標のデータ点を配置す
る。ここで、活性化領域は、基準線Ｌと各データ点との
位置関係を判断し、抽出する。ノイズが極めて小さい理
想的な状態を仮定すると、図３から７による検討結果か
ら、先に示した活性化領域の条件に反するデータ点は、
図１０に示したように、基準線Ｌの上側に配置される。 処理１４：そこで、基準線Ｌの上側に配置されたデータ
点を除去する。 処理１５：残りのデータ点に対応する画素を活性化領域
として抽出する。
する。 処理９：時系列画像データｆ(ｘ，ｙ，ｔ)に前処理をす
る。なお、処理９に関しては、詳細を後述する。 処理１０：ｆ(ｘ，ｙ，ｔ)を時間軸方向にフーリエ変換
して周波数スペクトルＦ(ｘ，ｙ，ω)を導出する。 処理１１：振幅スペクトルにおいて、周波数０またはそ
の近傍の振幅値を用いて閾値を指定し、バンド幅ΔＢｘ
ｙを求める。 処理１２：位相差Δθｘｙを計算する。 処理１３：その後、図９(ｂ)に示すように、基準線Ｌを
設定した２次元グラフ上に各座標のデータ点を配置す
る。ここで、活性化領域は、基準線Ｌと各データ点との
位置関係を判断し、抽出する。ノイズが極めて小さい理
想的な状態を仮定すると、図３から７による検討結果か
ら、先に示した活性化領域の条件に反するデータ点は、
図１０に示したように、基準線Ｌの上側に配置される。 処理１４：そこで、基準線Ｌの上側に配置されたデータ
点を除去する。 処理１５：残りのデータ点に対応する画素を活性化領域
として抽出する。
【００３５】実際の時系列画像には、装置自身のゆらぎ
や被験者の呼吸によるゆらぎなどに起因するノイズが混
入しているので、データ点の位置は、理想的な状態の位
置からシフトする。この場合、処理１３が終了した段階
において、図１１(ａ)に示すように、基準線Ｌをシフト
して新たな基準線Ｌｄを設定し、基準線Ｌｄの上側に配
置されたデータ点を除去したり、図１１(ｂ)に示すよう
に、基準線Ｌの上側にあるデータ点に関しては、基準線
Ｌとのデータ点との距離ｄを計算し、距離ｄが所定値よ
り大きいデータ点を除去するなどのわずかな変更で、対
応できる。
や被験者の呼吸によるゆらぎなどに起因するノイズが混
入しているので、データ点の位置は、理想的な状態の位
置からシフトする。この場合、処理１３が終了した段階
において、図１１(ａ)に示すように、基準線Ｌをシフト
して新たな基準線Ｌｄを設定し、基準線Ｌｄの上側に配
置されたデータ点を除去したり、図１１(ｂ)に示すよう
に、基準線Ｌの上側にあるデータ点に関しては、基準線
Ｌとのデータ点との距離ｄを計算し、距離ｄが所定値よ
り大きいデータ点を除去するなどのわずかな変更で、対
応できる。
【００３６】なお、処理９における時系列画像データの
前処理として、時系列画像の信号強度の低い領域を背景
部分とみなし、フーリエ変換をする領域から除外する処
理が挙げられる。その結果、信号処理の対象となる画素
数が少なくなり、計算時間を短縮できる。
前処理として、時系列画像の信号強度の低い領域を背景
部分とみなし、フーリエ変換をする領域から除外する処
理が挙げられる。その結果、信号処理の対象となる画素
数が少なくなり、計算時間を短縮できる。
【００３７】また、刺激印加前の時系列画像における信
号強度を基準にとり、時系列画像の信号強度を規格化ま
たはオフセット成分を除去する処理を加えてもよい。こ
れらの処理により、信号変化が長時間に及ぶことや信号
変化の始まりが遅いことの影響が周波数スペクトル上に
顕著に現れるので、抽出精度を上げることができる。
号強度を基準にとり、時系列画像の信号強度を規格化ま
たはオフセット成分を除去する処理を加えてもよい。こ
れらの処理により、信号変化が長時間に及ぶことや信号
変化の始まりが遅いことの影響が周波数スペクトル上に
顕著に現れるので、抽出精度を上げることができる。
【００３８】実際の磁気共鳴撮影装置においては、脳の
磁気共鳴断層像を表示するＣＲＴなどの表示装置の他
に、図９〜図１１の前記Ｆ(ｘ，ｙ，ω)の二次元グラフ
上のデータ点(Δθｘｙ，ΔＢｘｙ)，基準線Ｌ，前記閾
値条件を表示するコントローラ用のワークステーション
やパソコンのＣＲＴなどの表示装置とを併設し、計算機
部分には、図９〜図１１の少なくとも基準線Ｌ，閾値条
件ｄなどを任意に設定変更する入力手段を備えて、ユー
ザの撮影効率を高めることが望ましい。
磁気共鳴断層像を表示するＣＲＴなどの表示装置の他
に、図９〜図１１の前記Ｆ(ｘ，ｙ，ω)の二次元グラフ
上のデータ点(Δθｘｙ，ΔＢｘｙ)，基準線Ｌ，前記閾
値条件を表示するコントローラ用のワークステーション
やパソコンのＣＲＴなどの表示装置とを併設し、計算機
部分には、図９〜図１１の少なくとも基準線Ｌ，閾値条
件ｄなどを任意に設定変更する入力手段を備えて、ユー
ザの撮影効率を高めることが望ましい。
【００３９】
【発明の効果】本発明によれば、脳機能を計測した時系
列画像データを時間軸方向にフーリエ変換して信号変化
の周波数スペクトルを計算し、周波数０近傍のスペクト
ル幅と位相差を座標軸とする２次元グラフに計算結果を
配置し、次いで、刺激印加／停止を表す関数に対し同様
の処理を実行し、２次元グラフ上における時系列画像の
データ点と刺激印加／停止を表す関数のデータ点との位
置関係を判断し、ノイズとなるデータ点を除去し、活性
化領域を抽出するので、脳の活性／非活性とは関係がな
い静脈の影響などによるノイズが除去され、被験者が刺
激を印加されたと感じる主観的な刺激印加期間と実際の
刺激印加期間との間にミスマッチが生じた場合であって
も、活性化領域を確実かつ正確に抽出できる。
列画像データを時間軸方向にフーリエ変換して信号変化
の周波数スペクトルを計算し、周波数０近傍のスペクト
ル幅と位相差を座標軸とする２次元グラフに計算結果を
配置し、次いで、刺激印加／停止を表す関数に対し同様
の処理を実行し、２次元グラフ上における時系列画像の
データ点と刺激印加／停止を表す関数のデータ点との位
置関係を判断し、ノイズとなるデータ点を除去し、活性
化領域を抽出するので、脳の活性／非活性とは関係がな
い静脈の影響などによるノイズが除去され、被験者が刺
激を印加されたと感じる主観的な刺激印加期間と実際の
刺激印加期間との間にミスマッチが生じた場合であって
も、活性化領域を確実かつ正確に抽出できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明による磁気共鳴撮影装置の実施例の計算
機における所定の刺激に反応した脳の活性化領域の抽出
手段の処理手順を示すフローチャートである。
機における所定の刺激に反応した脳の活性化領域の抽出
手段の処理手順を示すフローチャートである。
【図２】刺激印加／停止を周期的に繰り返した場合の
(ａ)信号変化モデル，その(ｂ)振幅スペクトル，(ｃ)位
相スペクトルを示す図である。
(ａ)信号変化モデル，その(ｂ)振幅スペクトル，(ｃ)位
相スペクトルを示す図である。
【図３】刺激印加が１回の場合の(ａ)信号変化モデル，
その(ｂ)振幅スペクトル，(ｃ)位相スペクトルを示す図
である。
その(ｂ)振幅スペクトル，(ｃ)位相スペクトルを示す図
である。
【図４】図３よりも信号変化が４ＴＲ長い場合の(ａ)信
号変化モデル，その(ｂ)振幅スペクトル，(ｃ)位相スペ
クトルを示す図である。
号変化モデル，その(ｂ)振幅スペクトル，(ｃ)位相スペ
クトルを示す図である。
【図５】図３よりも信号変化が８ＴＲ長い場合の(ａ)信
号変化モデル，その(ｂ)振幅スペクトル，(ｃ)位相スペ
クトルを示す図である。
号変化モデル，その(ｂ)振幅スペクトル，(ｃ)位相スペ
クトルを示す図である。
【図６】図３よりも信号変化が４ＴＲ長く、かつ、信号
変化の開始が４ＴＲ遅い場合の(ａ)信号変化モデル，そ
の(ｂ)振幅スペクトル，(ｃ)位相スペクトルを示す図で
ある。
変化の開始が４ＴＲ遅い場合の(ａ)信号変化モデル，そ
の(ｂ)振幅スペクトル，(ｃ)位相スペクトルを示す図で
ある。
【図７】図３よりも信号変化が８ＴＲ長く、かつ、信号
変化の開始が４ＴＲ遅い場合の(ａ)信号変化モデル，そ
の(ｂ)振幅スペクトル，(ｃ)位相スペクトルを示す図で
ある。
変化の開始が４ＴＲ遅い場合の(ａ)信号変化モデル，そ
の(ｂ)振幅スペクトル，(ｃ)位相スペクトルを示す図で
ある。
【図８】(ａ)図３の位相スペクトルから導出した位相
差，(ｂ)図４の位相スペクトルから導出した位相差，
(ｃ)図５の位相スペクトルから導出した位相差，(ｄ)図
６の位相スペクトルから導出した位相差，(ｅ)図７の位
相スペクトルから導出した位相差である。
差，(ｂ)図４の位相スペクトルから導出した位相差，
(ｃ)図５の位相スペクトルから導出した位相差，(ｄ)図
６の位相スペクトルから導出した位相差，(ｅ)図７の位
相スペクトルから導出した位相差である。
【図９】位相差とバンド幅とを座標軸とする２次元グラ
フにおいて、(ａ)信号変化モデルから算出されるデータ
点を配置した図、および(ｂ)データ点を用いて基準線を
設定した図である。
フにおいて、(ａ)信号変化モデルから算出されるデータ
点を配置した図、および(ｂ)データ点を用いて基準線を
設定した図である。
【図１０】ノイズが小さい好条件における活性化領域の
抽出方法を示す図である。
抽出方法を示す図である。
【図１１】ノイズを考慮して活性化領域を抽出する場合
に、(ａ)基準線をシフトして抽出する方法、(ｂ)基準線
とデータ点との距離を判断して抽出する方法を示す図で
ある。
に、(ａ)基準線をシフトして抽出する方法、(ｂ)基準線
とデータ点との距離を判断して抽出する方法を示す図で
ある。
１ 周波数スペクトルＧ０(ω)を導出する処理 ２ Ｇ０(ω)のバンド幅ΔＢ０を導出する処理 ３ Ｇ０(ω)の位相差Δθ０を導出する処理 ４ 周波数スペクトルＧｄ(ω)を導出する処理 ５ Ｇｄ(ω)のバンド幅ΔＢｄを導出する処理 ６ Ｇｄ(ω)の位相差Δθｄを導出する処理 ７ Ｇ０(ω)とＧｄ(ω)のデータ点をプロットする処理 ８ 基準線を作成する処理 ９ 時系列画像データＦ(ｘ，ｙ，ｔ)に対する前処理 １０ 周波数スペクトルＦ(ｘ，ｙ，ω)を導出する処理 １１ Ｆ(ｘ，ｙ，ω)のバンド幅ΔＢｘｙを導出する処
理 １２ Ｆ(ｘ，ｙ，ω)の位相差Δθｘｙを導出する処理 １３ Ｆ(ｘ，ｙ，ω)のデータ点をプロットする処理 １４ 条件に反するＦ(ｘ，ｙ，ω)のデータ点を除去す
る処理 １５ 残ったＦ(ｘ，ｙ，ω)のデータ点を画素と対応付
け、活性化領域を抽出する処理
理 １２ Ｆ(ｘ，ｙ，ω)の位相差Δθｘｙを導出する処理 １３ Ｆ(ｘ，ｙ，ω)のデータ点をプロットする処理 １４ 条件に反するＦ(ｘ，ｙ，ω)のデータ点を除去す
る処理 １５ 残ったＦ(ｘ，ｙ，ω)のデータ点を画素と対応付
け、活性化領域を抽出する処理
Claims (8)
- 【請求項１】 空間的に強度が均一な静磁場を発生する
静磁場発生手段と、スライス厚さ方向，位相エンコード
方向，信号読み出し方向の互いに直交する三方向のそれ
ぞれに強度勾配を有する磁場を発生する傾斜磁場発生手
段と、被験者の核磁化を励起する高周波磁場発生手段
と、被験者からの共鳴信号を検出する信号検出手段と、
前記信号検出手段により検出された共鳴信号に対して所
定の信号処理を実行する計算機と、前記計算機による処
理結果を出力する出力手段とを有し、所定時間間隔でか
つ所定期間だけ被験者に光・音などの刺激を印加して時
系列画像を撮影し、前記時系列画像から前記刺激に同期
して信号強度が変化した領域を抽出し、脳機能の活性化
領域として抽出する磁気共鳴撮影装置において、前記計
算機が、 (１)実際の刺激印加／停止を表す関数ｇ０(ｔ)(ただし
ｔは時間)をフーリエ変換して周波数スペクトルＧ０
(ω)を導出し、前記Ｇ０(ω)の振幅スペクトルの周波数
０またはその近傍の振幅値を用いて閾値を指定しバンド
幅ΔＢ０を求めるとともに、位相差Δθ０を計算する処
理手段と、 (２)実際よりも刺激印加期間が長くなるよう定義した関
数ｇｄ(ｔ)をフーリエ変換して周波数スペクトルＧｄ
(ω)を導出し、前記Ｇ０(ω)の振幅スペクトルの周波数
０またはその近傍の振幅値を用いて閾値を指定しバンド
幅ΔＢｄを求めるとともに、位相差Δθｄを計算する処
理手段と、 (３)位相差Δθを横軸としバンド幅ΔＢを縦軸とする２
次元グラフ上に、Ｇ０(ω)に対応するデータ点Ｐ０(Δ
θ０，ΔＷ０)とＧｄ(ω)に対応するデータ点Ｐｄ(Δθ
ｄ，ΔＷｄ)をプロットし、前記データ点から基準線Ｌ
を作成する処理手段と、 (４)時系列画像データの信号変化を表す関数をｆ(ｘ，
ｙ，ｔ)(ただしｘ，ｙは空間座標，ｔは時間)にフーリ
エ変換して周波数スペクトルＦ(ｘ，ｙ，ω)を導出し、
前記Ｆ(ｘ，ｙ，ω)の振幅スペクトルの周波数０または
その近傍の振幅値を用いて閾値を指定しバンド幅ΔＢｘ
ｙを求めるとともに、位相差Δθｘｙを計算する処理手
段と、 (５)前記２次元グラフ上に各Ｆ(ｘ，ｙ，ω)のデータ点
を配置し、基準線Ｌと配置されたデータ点との位置関係
で記述される閾値条件を満足するデータ点を抽出する処
理手段と、 (６)(５)で抽出されたデータ点に対応する画素を抽出
し、脳機能の活性化領域を同定するする処理手段とを備
えたことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。 - 【請求項２】 請求項１に記載の磁気共鳴撮影装置にお
いて、 前記(２)に記載の処理手段が、定義した刺激時間が異な
る複数のｇｄ(ｔ)のそれぞれから、バンド幅ΔＢｄを求
めるとともに、位相差Δθｄを計算する処理手段である
ことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。 - 【請求項３】 請求項１または２に記載の磁気共鳴撮影
装置において、 前記(３)に記載の基準線Ｌの作成手段が、データ点を用
いた近似直線を導出する処理手段であることを特徴とす
る磁気共鳴撮影装置。 - 【請求項４】 請求項１または２に記載の磁気共鳴撮影
装置において、 前記(３)に記載の基準線Ｌの作成手段が、データ点を用
いた近似曲線を導出する処理手段であることを特徴とす
る磁気共鳴撮影装置。 - 【請求項５】 請求項１ないし４のいずれか一項に記載
の磁気共鳴撮影装置において、 前記(５)に記載の処理手段は、Ｆ(ｘ，ｙ，ω)の二次元
グラフ上のデータ点(Δθｘｙ，ΔＢｘｙ)のΔＢ座標値
ΔＢｘｙが、基準線ＬのΔθｘｙにおけるΔＢ座標値以
下であることを閾値条件とし、前記閾値条件を満足する
データ点を抽出する処理手段であることを特徴とする磁
気共鳴撮影装置。 - 【請求項６】 請求項１ないし４のいずれか一項に記載
の磁気共鳴撮影装置において、 前記(５)に記載の処理手段は、Ｆ(ｘ，ｙ，ω)の二次元
グラフ上のデータ点(Δθｘｙ，ΔＢｘｙ)のΔＢ座標値
ΔＢｘｙが、基準線ＬのΔθｘｙにおけるΔＢ座標値と
ユーザが任意に定める値ｄ１との加算値以下であること
を閾値条件とし、前記閾値条件を満足するデータ点を抽
出する処理手段であることを特徴とする磁気共鳴撮影装
置。 - 【請求項７】 請求項１ないし４のいずれか一項に記載
の磁気共鳴撮影装置において、 前記(５)に記載の処理手段は、 Ｆ(ｘ，ｙ，ω)の二次元グラフ上のデータ点(Δθｘ
ｙ，ΔＢｘｙ)のΔＢ座標値ΔＢｘｙが、 ａ)基準線ＬのΔθｘｙにおけるΔＢ座標値以下である
こと、 ｂ)基準線ＬのΔθｘｙにおけるΔＢ座標値より大き
く、かつ、基準線Ｌと前記データ点との距離がユーザが
任意に定める値ｄ２より小さいことのいずれか一方を満
足することを閾値条件とし、前記閾値条件を満足するデ
ータ点を抽出する処理手段であることを特徴とする磁気
共鳴撮影装置。 - 【請求項８】 請求項５ないし７のいずれか一項に記載
の磁気共鳴撮影装置において、 前記出力手段が、前記脳の磁気共鳴断層像を表示する表
示装置と、前記Ｆ(ｘ，ｙ，ω)の二次元グラフ上のデー
タ点(Δθｘｙ，ΔＢｘｙ)，基準線Ｌ，前記閾値条件を
表示する表示装置とを含み、 前記計算機が、少なくとも前記基準線Ｌ，前記閾値条件
を任意に設定変更するための入力手段を含むことを特徴
とする磁気共鳴撮影装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10041478A JP2883943B1 (ja) | 1998-02-24 | 1998-02-24 | 磁気共鳴撮影装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10041478A JP2883943B1 (ja) | 1998-02-24 | 1998-02-24 | 磁気共鳴撮影装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2883943B1 JP2883943B1 (ja) | 1999-04-19 |
| JPH11235323A true JPH11235323A (ja) | 1999-08-31 |
Family
ID=12609470
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10041478A Expired - Fee Related JP2883943B1 (ja) | 1998-02-24 | 1998-02-24 | 磁気共鳴撮影装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2883943B1 (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006263282A (ja) * | 2005-03-25 | 2006-10-05 | Hiroshima Industrial Promotion Organization | 子宮の蠕動運動を可視化するための画像処理装置、画像処理方法および画像診断支援システム、ならびにそのためのコンピュータプログラムおよびそれを記録した記録媒体 |
| JP2009005839A (ja) * | 2007-06-27 | 2009-01-15 | Hitachi Medical Corp | 医用画像処理装置 |
| JP2011031025A (ja) * | 2009-07-10 | 2011-02-17 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置および画像処理方法 |
-
1998
- 1998-02-24 JP JP10041478A patent/JP2883943B1/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006263282A (ja) * | 2005-03-25 | 2006-10-05 | Hiroshima Industrial Promotion Organization | 子宮の蠕動運動を可視化するための画像処理装置、画像処理方法および画像診断支援システム、ならびにそのためのコンピュータプログラムおよびそれを記録した記録媒体 |
| JP2009005839A (ja) * | 2007-06-27 | 2009-01-15 | Hitachi Medical Corp | 医用画像処理装置 |
| JP2011031025A (ja) * | 2009-07-10 | 2011-02-17 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置および画像処理方法 |
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2883943B1 (ja) | 1999-04-19 |
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