(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
３次元画像データ・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３次元画像データ・セットを境界データを含む３次元のサブボリュームに分割する工程であって、前記境界データは、前記３次元画像データ・セットのボクセルのデータである、３次元のサブボリュームに分割する工程と、
各々の３次元のサブボリュームを、
（ａ） 該３次元のサブボリュームを変換し、
（ｂ） 変換された前記３次元の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３次元の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３次元のサブボリューム内の対応する補間された境界データを除去する工程と、
補間され境界データが除去された前記３次元のサブボリュームを結合させて、補間された３次元の画像データ・セットを形成する工程と、
該３次元の画像データ・セットから２次元の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１に記載の画像の分解能を向上させる方法。
【請求項４】
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１に記載の画像の分解能を向上させる方法。
【請求項５】
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、境界データを含む３次元のサブボリュームを変換する工程であって、前記境界データは、前記３次元画像データ・セットのボクセルのデータである、３次元のサブボリュームを変換する工程と、
（ｃ） 変換された前記３次元の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３次元のサブボリュームを逆変換して、拡大され補間された３次元のサブボリュームを形成する工程と、
（ｅ） 補間された前記３次元のサブボリューム内の対応する補間された境界データを除去する工程と、
（ｆ） 拡大され補間され境界データが除去された前記３次元のサブボリュームを投影して、前記選択された領域の２次元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６】
３次元の画像データ・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３次元の画像データ・セットを境界データを含む３次元のサブボリュームに分割する手段であって、前記境界データは、前記３次元画像データ・セットのボクセルのデータである、３次元のサブボリュームに分割する手段と、
各々の３次元のサブボリュームを、
（ａ） 該３次元のサブボリュームを変換し、
（ｂ） 変換された前記３次元の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３次元の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３次元のサブボリューム内の対応する補間された境界データを除去する手段と、
補間され境界データが除去された前記３次元のサブボリュームを結合させて、補間された３次元の画像データ・セットを形成すると共に、
該３次元の画像データ・セットから２次元の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。
【発明の詳細な説明】
【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。
【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。
【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Ｇz ）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、Physics in Medicine and Biology 誌、第２５巻、第７５１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ＮＭＲ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、２５６×２５６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（ＭＲＡ）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。
【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、ＭＲＡ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。
【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７４１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 Interpolation 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。
【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 Angiography Vessel Edge Definition With Truncated Sinc 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ＭＲＡ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。
【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。
【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。
【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。
【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１００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１１６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。
【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、Ｇz 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１５１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ＮＭＲ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ＭＲＡデータ・セットを図３の参照番号２００に示す。ＭＲＡ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１０２４×１０２４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。
【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。
【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。
【００２６】
【数１】
0004070268.tif 000002
【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（１９８９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。
【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。
【００３０】
【数２】
0004070268.tif 000003
【００３１】
式中、「＊」は、ｎ1 ＝０、ｎ2 ＝０、ｎ3 ＝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 technique）」として公知である。「平均輝度投影法（average 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１０４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。
【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２６６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。
【図面の簡単な説明】
【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。
【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。
【符号の説明】
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
【図１】
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【図２】
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【図３】
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