JP2012115635A - 画像処理方法、画像処理装置、画像システム及びプログラムコード - Google Patents

Abstract

【課題】被検体内の管腔構造に関する３次元ボリュームデータからスラブ画像を生成するに際してそのスラブ厚を最適化すること。
【解決手段】被検体内の管腔構造に関する３次元ボリュームデータから管腔構造の軸方向に関する一セグメントに対応するセグメント領域を抽出し、このセグメント領域を含むようにスラブの厚さを決定する。決定された厚さを有するスラブに関する画像を３次元ボリュームデータからレンダリングにより生成する。
【選択図】 図２

Description

本発明は、画像処理方法、画像処理装置、画像システム及びプログラムコードに関する。

管腔構造として典型的には冠状動脈の撮影は、その狭窄又は他の異常セグメントの存在を確認することを目的としている。血管造影法はコントラストを高められた血管等の平面画像を提供する血管画像化に係る一般的な撮影方法である。その撮影対象に応じて標準的な撮影面が決められている。この標準的な撮影面であっても、冠状動脈等の３次元構造を適正に表現することは困難である。

カテーテルを用いた血管造影法は撮影対象を一セグメントに限定するのに事例で好適である。例えば、狭窄が冠状動脈の一セグメントに存在するか否か決定するのに使われる。その手法は、患者に対して施される治療の中でも使用される。例えば、ステントを冠状動脈に設置する処置中に用いられる。

血管造影法は一般的にはＣアームを装備したＸ線撮影装置で適用される。Ｘ線源に対して検出器は被検体を挟んで対向する位置に配置される。カテーテルが関心領域まで挿入され、その位置で造影剤が注入される。Ｘ線源と検出器は移動され、様々な方位から撮影される。造影剤が存在する血管は画像上で強調される。

カテーテルを用いた血管造影法は、冠状動脈構造を見るために広く用いられる。特に冠状動脈構造における狭窄の存在を確認するために広く用いられる。特定の冠状動脈構造における狭窄の存在を確認するためには少なくとも２つの直交画像を必要とする。訓練された放射線専門医又は心臓病専門医は少なくとも２つの直交画像から狭窄又は他の異常な部位を確認する技能を要する。

冠状動脈はツリー構造のような複雑な構造を有し、アメリカ心臓協会では１５又は１７のセグメントに分割することを標準化している。これら標準セグメントに従ってカテーテルを用いた血管造影法でも撮影面を決定することが多い。

各セグメントに関して、カテーテルを用いた血管造影法は、そのセグメントごとにＸ線源と検出器を標準的な方位に配置して、各標準化された方位からの画像（標準画像）を得る。典型的には、各血管に対して、６又は７の方位から撮影が行われる。放射線専門医又は、心臓病専門医は、これらの標準的な方位の画像を用いて狭窄又は他の異常部位の存在確認に関し訓練される。

冠状動脈のカテーテルを用いた血管造影法による標準的な方位は、平均的な患者に対して最も効果的な画像を提供する。しかし、人体構造は患者毎に異なり、ある患者にとっては、心臓動脈構造は、平均から大きく離れており、放射線専門医又は心臓病専門医は、標準画像で確認後、撮影の方位の変更を指示する。各患者に対して最適な方位の探索などに要する時間が必要とされる。

冠状動脈構造における多数の各セグメント、各セグメントに必要な血管造影法測定に基づく多数のカテーテル、各患者に対して異なる方位で繰り返し撮影する可能性を考慮巣すると、冠状動脈構造の調査に用いられるカテーテルを用いた血管造影法は、膨大な撮影回数を要求するため、多くの時間を必要とし、それにともなって費用の増大も不可避である。さらに、カテーテルを用いた血管造影法は、カテーテルを血管に挿入するため、患者によって併発病を引き起こす危険性はゼロではない。加えて、カテーテルを用いた血管造影法は、冠状動脈の管腔又は冠状動脈以外の血管の管腔における情報を得るためにのみ使われ、一般的に、管腔壁の厚みを検出するためには用いられない。

Ｘ線コンピュータ断面撮影法（ＣＴ）、磁気共鳴イメージング法（ＭＲＩ）、３次元（コーンビーム）血管造影法などの撮影法は人体構造を３次元で表現する３次元画像処理を可能としている。技師や読影医師は、撮影後に方位や断面の位置を任意に変更しながら個体組織を正確に表示させることが可能となる。ＣＴ又はＭＲＩ測定は、伝統的なカテーテルに基づいた血管造影法測定よりも一般的に撮影時間が短く、且つ撮影にかかるコストは低い。血管の立体的な構造や各部の厚さ、さらに管腔壁の様々な特徴を確認するにも有用である。

そのような３次元技術によって、３次元のボクセル配列を構成する３次元のボリュームデータが発生される。ＣＴデータセットの場合、各ボクセルはＸ線減衰の程度を表している。

ボリュームデータの発生技術の発展と並行して、３次元画像処理技術も発展してきた。断面変換（ＭＰＲ）の技術は、３次元ボリュームセットから２次元画像を生成するために用いられる。断面は、３次元ボリュームの中から任意に選択され、その断面上のボクセル値分布が表示される。スラブＭＰＲは、１つのボクセルより大きい厚みを持つＭＰＲ面における技術の１種である。また、厚みを持ったスラブ内のボクセルデータが対象とされる。スラブ内の対象ボクセルに対するレンダリング技術は最大値投影（ＭＩＰ）又は直接３次元レンダリング（ＤＶＲ）として知られる。

３次元画像処理技術を用いた冠状動脈画像化の場合、現在、２つの主な方法があり、直交多断面の画像を生成し、それら断面画像の表示により冠状動脈の立体的構造を調べるというものである。その方法には、冠状動脈コンピュータトモグラフィーアルゴリズム（ＣＣＴＡ）測定又は、心臓磁場共鳴医用描写法（ＣＭＲ）測定が存在する。

上記２つの方法は、２次元画像により冠状動脈の湾曲で複雑な構造を表現する困難性に対して、異なるアプローチをとっている。

前者の方法では、２次元画像は、冠状動脈構造における選択されたセグメントのスラブＭＰＲから得られる。また、平面２次元画像は、その長さに沿って冠状動脈に属するセグメントを調べるために用いられる。通常、観察される冠状動脈のセグメント、ＭＰＲのスラブの方位、及びスラブの厚さは、イメージングツールもしくはレンダリングツールに対する操作の中で自動的に選択される。

そのようなＭＰＲ技術は、常に同じ方位及び厚さでもって画像が発生されたものであるという点において一定の信頼性は確保されるが、冠状動脈構造のような湾曲した複雑な構造を固定された視点から固定された方向にみた画像を提供するに止まる。それはまた、操作者にとって、冠状動脈構造を適切に視認するために、適切な方位と厚さを選択するのに多くの時間がかかる。また、マニュアル操作により、様々な画像を撮ることができる。

後者の方法は、湾曲ＭＰＲ法であり、湾曲面に関して画像を再構成する。血管の中心線が抽出される。そして、その血管中心線に直交する方向に関するレンダリングにより生成される。

また血管中心線に沿う湾曲面の画像は血管全体の概観を把握するのに好適である。しかし、読影医師による湾曲画像に対する信頼性は平面画像のそれよりも低い。さらに、湾曲ＭＰＲ処理では、スラブの厚さをはじめ様々なパラメータの選択又は指定が操作者に対して要求される。そのようなパラメータの選択と血管横断画像を確認することとは読影作業を非効率にする。

冠状動脈は、本来湾曲した構造を備え、その構造に沿って平面方位を大きく変え、ＣＴ、ＭＲＩ又は、血管造影法に基づいたコーンビームカテーテルを用いた３次元データセットから湾曲構造に応じた２次元画像を得、読影する。上記記載のような伝統的又は現代的方法の一方を用いて２次元画像を得て読影するのに費やされる時間は、伝統的なカテーテルに基づいた血管造影法技術を用いて得られる画像を解釈するのに必要な時間よりはるかに長い。

目的は、被検体内の管腔構造に関する３次元ボリュームデータからスラブ画像を生成するに際してそのスラブ厚を最適化することにある。

本実施形態において、被検体内の管腔構造に関する３次元ボリュームデータから管腔構造の軸方向に関する一セグメントに対応するセグメント領域を抽出し、このセグメント領域を含むようにスラブの厚さを決定する。決定された厚さを有するスラブに関する画像を３次元ボリュームデータからレンダリングにより生成する。

図１は、本実施形態に係る画像処理装置の構成を示している。 図２は、本実施形態に係る画像処理方法の処理の流れを表現するフローチャートを示している。 図３は、冠状動脈の一セグメントを示している。 図４は、図２の工程２２の処理による冠状動脈の一セグメントにおける中心線を表すポリラインを示している。 図５は、図４のポリラインのさらなる図示と、ＭＰＲ平面を示している。 図６は、図４のポリラインのさらなる図示と、ＭＰＲ平面を示している。 図７は、図４のポリラインのさらなる図示と、ＭＰＲ平面を示している。 図８は、２つのＭＰＲ平面又はスラブに適合された冠状動脈のセグメントにおける中心線を表すポリラインを示している。 図９は、２つのＭＰＲ平面又はスラブに適合された冠状動脈のセグメントにおける中心線を表すポリラインを示している。 図１０は、２つのＭＰＲ平面又はスラブに適合された冠状動脈のセグメントにおける中心線を表すポリラインを示している。 図１１は、冠状動脈部分の画像を表示するディスプレイを示している。 図１２は、冠状動脈における木構造というダイアグラムを示している。 図１３は、さらに本実施形態に従う画像化方法を表すフローチャートを示している。 図１４は、さらに本実施形態に従う画像装置を表す図式のダイアグラムである。

以下、図面を参照しながら本実施形態に係る画像表示方法を説明する。
本実施形態に従うと、管腔構造の一セグメントにおける画像を発生させる方法において、被検体の３次元ボリュームデータから抽出した管腔構造の一セグメントの長軸方向に関する一セグメントを少なくとも包含するように、画像化のためのスラブの方位と厚さを決定する。そして決定された方位と厚さで定義されるスラブについてその画像が３次元ボリュームデータからレンダリングにより生成される。

図１には本実施形態に係る画像処理装置が示される。本実施形態に係る画像処理装置は、表示部４、データ記憶部６、コンピュータキーボード又はマウス等の入力操作部８、これら各部に接続されているパーソナルコンピュータ又はワークステーションを典型的な例とする画像処理部２を備える。

画像処理部２は、多様なソフトウェアモジュール又は他のソフトウェア要素をロードし、実行する中央処理装置１０（ＣＰＵ）を構成する。ソフトウェアモジュールは、表示部４に対する表示用に生成された画像データをレンダリングにより生成するための、レンダリングモジュール１２を含む。ソフトウェアモジュールは、入力操作部８経由で入力された操作者指示に従って画像処理を実行し、また、様々な画像処理手続きを選択的に実行し、コントロールするための操作者指示とコントロールモジュール１４を具備する。セグメント選択、抽出、トラッキングに関するモジュール１６、ＭＰＲ補正モジュール１８がまた用意され、それらのモジュールにより実行される処理は下記に詳細に説明する。

画像処理部２は、ＲＡＭドライブ、ＲＯＭドライブ、データバス、様々なデバイスドライブを含むオペレーティングシステム、様々な周辺装置と接続するためのハードウェアデバイスを構成する。

データ記憶部６は、患者の冠状動脈構造を含む領域を対象としたＣＴスキャニングにより得られた、被検体内部の形態構造を表すボリュームデータセット（３次元データセット）７を保存する。ボリュームデータセットは、例えばＣＴスキャナ（Ｘ線コンピュータ断層撮影装置）で発生され、サーバを経由して画像処理部２へ送られる。データ記憶部６は、典型的には、多数の患者に関する大量のボリュームデータセットデータを保存し提供する画像保管通信システム（ＰＡＣＳ）を構成する。送られてきたボリュームデータセットは、画像処理部２のメモリに保存される。

図２に画像処理部２による画像処理手順を示している。最初の工程２０では、処理対象として選択された特定患者に関する冠状動脈構造を含むボリュームデータセット７は、データ記憶部６から画像処理部２に供給される。ボリュームデータセットはＣＴスキャナから画像処理部２に直接的に供給されてもよい。画像処理部２はＣＴスキャナの一部を構成するものであってもよい。

次の処理工程２２では、対象とされる冠状動脈構造を含むボリュームデータセット７を処理して、冠状動脈構造を表すポリラインツリーモデル（中心線構造モデル）を生成する。ポリラインツリーモデルは複数のセグメントに分割される。複数のセグメントから自動的に、又は操作者による手動により一のセグメントが選択される。

冠状動脈の各セグメントは、中心線上で単位長を有する。血管の中心線（ポリライン）は、様々な方法を使うことにより、自動、半自動的、又は手動的に抽出される。

血管の中心線を抽出するためによく知られている方法の概要については、Medical Image Analysis,13(2009)701-714に記述されている。手動方法では、操作者により指定された血管上の複数の点を連結することにより血管中心線が特定される。半自動方法では、操作者が血管上に指定した開始地点と終了地点との間が自動的にトラッキングされる。また、自動方法のためのトラッキングアルゴリズムは、ＣＴ値により血管を抽出しその軌跡を計算する。また、冠状動脈構造全体は、多数の結合されたポリラインからなるポリラインツリーモデルにより表される。各ポリラインは、３次元空間において点の集まりから成り、各点は、血管の中心線に沿った点を表す。

各ポリラインは、自動的又は自動的にラベル化され、Circulation,Vol.51,January-June 1975,AHA会報告における”患者の冠状動脈病において評価された報告システム”に記述されているＡＨＡ１５セグメントモデル、又は、その長さに沿って選択された点において冠状動脈のポリラインツリーモデルをその長軸方向に沿って分割されたセグメントが、修正ＡＨＡ１７モデルのような標準冠状動脈構造に従ってラベル化される。ラベリングは、米国特許出願番号12/236,789により記述される方法を使って行われる。

次の処理工程２４において、ポリラインツリーから処理対象としての一のセグメントが選択される。例えば画像処理部２によって複数のＭＰＲ（断面変換処理）による断面画像が生成され、それら断面画像が表示され、それら表示された断面画像を参照して一のセグメントが選択される。操作におけるあるモードにおいて、ポリラインツリーモデルの表現は、ディスプレイ装置により表示される。または、あるセグメントが、操作者がキーボード又はマウスを操作することにより手動的に選択される。

次の処理工程２６では、選択されたセグメントの血管径が計算される。血管径は、選択されたセグメントに対応する動脈部分の内径又は外径により決定される。血管径は、通常、選択されたセグメントにおける血管の横断面上の直交２方向の長さから決定される。

血管径は、自動的、半自動的又は手動的な方法により決定される。血管中心線に対して直交する複数のスライスに関する複数の画像が、ボリュームデータセットから生成される。セグメントにおける外輪又は内輪（動脈の管腔壁又は外腔壁）に関する長さ（外径又は内径）が、各スライス上での直交２方向に関して計算される。直交２方向の長さから長い方が血管径として特定される。管腔３４、厚さ３６、３８に対応する外壁を含む冠状動脈の断面構造を図３に例示する。

次の処理工程２８では、予めデータ記憶部６にライブラリーとして保存されている複数の標準的ＭＰＲ平面（ＭＰＲスラブ）から、当該処理対象の動脈部分に関連つけられている特定の標準的スラブが、初期的スラブとして選択される。標準的スラブは初期的には厚みを有していないが、このスラブの方位と厚みは後述するように実際の動脈の走行方向及び径に従って最適化される。なお、スラブの方位とは、その平面に対する垂線に平行な方向として規定する。各標準的スラブは、カテーテルに基づいた血管造影法において一般的に用いられる撮影におけるＸ線源のＸ線焦点と検出器の中心点とを結ぶ撮影中心線に平行な方向（方位）を有する。対象セグメントの部位に従って特定の標準的スラブがライブラリーから選択される。

図４は、処理工程２２によって自動的又は手動的に決定される血管中心線を表すポリラインの一セグメントを示している。この場合、選択されるセグメントは、冠状動脈構造の中の左前方下部（ＬＡＤ）である。ポリラインは、ポリライン上離散点の座標セットで規定される。血管中心線は、３次元図４に示されるサジタル、コロナル、アキシャルの３軸座標系により定義される。

図４に示されたＬＡＤセグメントの血管中心線４０は図５に示される。黒丸は、ポリラインを計算するために選択された血管中心線４０上の点列を示す。図５はＬＡＤセグメントに関するライブラリーから選択された、厚みを持たない初期的スラブ（平面）４２を示し、その方位はＬＡＤセグメントにおいてカテーテルに基づいた血管造影法測定に用いられる撮影方向に一致する。初期的スラブ４２は、被検体の体軸を基準として頭尾を前後に対応させて、３０°左前面斜め(ＬＡＯ)の方位を持つ。

動脈構造に対する標準的スラブの方位は、例えば、３０°―６０°ＬＡＯ；ＬＡＯ＆ＲＡＯ；３０°ＬＡＯ、２０°cranial；２０°ＬＡＯ、３０°ＬＡＯ、２０°―３０°cranial、２０°ＲＡＯ、０°―１５°caudal；３０°ＬＡＯ、３０°cranial；３０°ＲＡＯ、１５°caudal；３０°ＲＡＯ，１５°cranial;３０°；３０°ＲＡＯ、１５°―２０°caudalである。標準スラブの例は、”Coronary Anatomy,Variants and Lesion Characteristics”Vetrovec、January 2003,The Society for Cardiovascular Angiography and Interventions (http://www.scai.org/
Education/Slides.aspx)に記述されている。

図６は、当該動脈部分に従って選択されたＭＰＲスラブ４２を表す。図６において、選択された動脈の内壁（又は外壁）に関する湾曲した管腔エッジ４４，４６が破線で示される。

図５又は図６に示される選択されたＭＰＲスラブ４２は初期的には厚さがない。ＬＡＤ動脈部分における湾曲した中心線４０はＭＰＲスラブ４２に対して２点で交差する。管腔エッジ４４、４６の大セグメントは、選択されたＭＰＲスラブを挟んで両側に位置する。厚さがないＭＰＲスラブに従ってＬＡＤ動脈部分の画像を生成するとき、動脈部分のセグメントは、選択されたＭＰＲ平面から距離があり、画像に映し出されないので、動脈部分に関する情報は殆ど得られない。

処理工程３０では、ＭＰＲスラブ４２の方位と位置と厚みとが決定される。この処理は、図７に示すように、血管中心線４０上の複数の離散点(図５の黒丸で表される)に関する座標のセット、血管中心線４２の複数の点各々においてスラブ４２に直交する方向に関する動脈部分の厚さに基づいて行われる。

ＭＰＲスラブ４２の方位、位置、厚みの決定には例えば最少二乗法が用いられる。血管中心線４０上の均等な間隔の複数の離散点各々とＭＰＲスラブ４２との距離の二乗和を最小化するようにＭＰＲスラブ４２の方位、位置及び厚みが決定される。距離の二乗和が、限りなくゼロに近いとき、又は少なくとも予め決められた許容限界の範囲内であることは、ＭＰＲスラブ４２の方位、位置及び厚みが最適化されたことを意味する。血管中心線４０上の点と、ＭＰＲスラブ４２への投影との間の距離は、図７によって図示される。

図４から図７に示される工程において、ＭＰＲスラブは、１０ｍｍの厚さを有し、３２°左前方に傾斜し、頭部側に３５°(３０°左前方斜め（ＬＡＯ）とライブラリーから読みだされる最初の平面に対して３０°だけ頭部側に傾斜)に最適化されたが生ずる。

先述の３つの段落における１種の調整手続きにおいて、ＭＰＲスラブ平面における位置と方位ならびにＭＰＲスラブの厚さは、同時に調整される。その変化において、位置、方位そして厚さが変えられ、ＭＰＲスラブが、その厚さが最小化するという制約の元で、実質的に長さ全体に渡って動脈部分の管腔又は（外面壁）を包含することがわかる。

なお、対象血管部分は、分岐部を含んでいても良い。分岐部で枝分かれする血管部分の全体にわたって血管中心線４０上の複数の離散点が設定される。複数の離散点に基づいて、上記方法により分岐部で枝分かれする血管部分の全体を包含するようにスラブの位置、方位、厚さが決定される。

さらなる手続きの１種として、ＭＰＲ平面の位置と方位が予め決められた量以上に変化しないというさらなる調整の制約を受ける。例えば、ライブラリーから読みだされるＭＰＲ平面における位置又は方位から、５％又は１０パーセント又は２０％以上に変化しないという調整の制約を受ける。それにより、放射線専門医、心臓病専門医又は他の利用者が見る画像は、カテーテルに基づいた血管造影法を用いて得られる画像の種類と非常に良く一致する。

処理工程３２の方法では、最適化されたＭＰＲスラブに従ってボリュームデータから画像が生成されディスプレイ上に表示される。冠状動脈の選択されたセグメントに対応する動脈部分が欠落することなく表示される。操作者により選択された点において動脈部分を通る断面スライスは、また周知の方法によって表示される。

図２の実施形態による方法は、重要なことに、標準化された方法で個人の冠状動脈を読み込むため、最適なディスプレイ環境を自動的に計算することにより、冠状動脈部分における最適な傾斜したＭＰＲ視界が得られる時間を減少させる。その方法は、湾曲構造の基本的なカーブモデルを用い、選択されたセグメントに対して最適なＭＰＲスラブの厚さと、ＭＰＲ平面を方向づけ、表す。しかし、図２に示される方法は、結果を使用者に表示する方法として平面ＭＰＲを用いることで、特定の患者に対する人体構造に対して最適化される表示平面を同時に提供するので、使用者は自信を持つことができる。

さらに、その方法は、初期状態として、特定の血管に対して標準表示平面をとるが、それらの表示平面の方位を変えることで、特定の患者の人体構造を見るために最適化されたＭＰＲスラブを提供し、特定の患者の人体構造に対して適応する画像データの表示を提供する。

図１の実施形態において、調整手続きに関する開始点としてライブラリーから読みだされるＭＰＲ平面を用いることにより、また、臨床業務に依然使われていた標準心臓カテーテル投影角に対応させることにより、好ましい調整が、早く得られる事がわかる。さらに、ディスプレイに表示される結果として生ずる画像は、平均的な患者の人体構造に通常基づく心臓血管造影法測定に基づいたカテーテルと違い、特定の患者の人体構造に対して最適化されるが、ディスプレイに表示される結果として生ずる画像は、放射線専門医又は心臓病専門医が見慣れている心臓血管造影法技術に基づいたカテーテルを用いることで得られる画像の種類とよく一致することがわかる。

図２の処理手順には限定されず、例えばポリラインツリーモデルの決定、調整に関する動脈部分の選択、選択された動脈部分における厚さ（内部直径又は外部直径のどちらか）の決定は前もって行われ、画像処理部２に供給されるようにしてもよい。また、データ記憶部６によりダウンロードされたデータは、動脈の中心線に基づいた冠状動脈ツリーにおける１つ又はそれ以上の予め計算され、また選択的にラベル化されたポリラインモデル、セグメントの直径を表すダイアメータデータ、そして調整される動脈部分を特定する選択的な動脈ラベルを含む。他の方法として、処理装置により行われる方法は、選択された動脈部分における最初のＭＰＲ平面の選択と共に、処理工程２８で始まる。

図２に関して上述された方法では、一つのＭＰＲスラブの厚みを冠状動脈部分に対して調整する。しかし、冠状動脈部分は、２つ以上の異なるセグメントに分割され、各セグメントは、各自の異なるＭＰＲスラブに調整される。そのような実施形態において、利用者は、冠状動脈部分が、シンブルＭＰＲスラブ又は、マルチプルＭＰＲスラブに調整されるかどうかを選択する。選択的に、利用者は、冠状動脈部分における区域間の境界の位置を選択することもできる。他の実施形態では、冠状動脈部分が、予め決められた閾値又は範囲の外にあるシングルＭＰＲスラブ又は平面への調整の質に関して２つ以上に分割されることを処理装置が自動的に決定する。

例えば、ある実施形態において、セグメントの長さ全体に渡るシングルＭＰＲスラブへの調整が、予め決められた閾値の厚さより大きいＭＰＲスラブの厚さを提供するなら、冠状動脈部分を２つの分割したＭＰＲスラブに調整することは自動的に決定される。シングルＭＰＲスラブへの調整が、予め決められた閾値の量より大きい冠状動脈中心線に関して平均又は最大距離を持つ調整されたＭＰＲ平面を生み出すなら、冠状動脈部分を２つの分割したＭＰＲスラブへ自動的に調整することも自動的に決定される。

図８に示すように２つのＭＰＲ平面（厚さがないＭＰＲスラブ）５０，５２が、冠状動脈のセグメントを分割した２つのセグメント部分に対してそれぞれ調整される。２つのセグメント部分は切替点Ａに応じて分割される。図８に示されるように一方のＭＰＲスラブ５０の方位と位置は一方のセグメント部分に基づいて最適化される。他方のＭＰＲスラブ５２の方位と位置は他方のセグメント部分に基づいて最適化される。各ＭＰＲスラブ５０，５２の最適化手法は上述した通りである。

図８から、厚さがない状態で方位及び位置が最適化されたＭＰＲスラブ５０、５２の交差点は、血管中心線の外側に位置する。ＭＰＲ平面（厚さがないＭＰＲスラブ）５０、５２に対して厚みを、各セグメント部分に対応する動脈直径に基づいて決定する。図９は、動脈部分の管腔エッジ５４、５６を示す。各ＭＰＲスラブ５０、５２の厚みは、管腔エッジ５４、５６の間の最大距離（最大直径）に等価に設定する。管腔エッジ５４、５６の間の距離は、３次元空間におけるＭＰＲスラブに直交する方向に関する距離として計測される。例えば最大距離は５ｍｍである。図１０に示すように、ＭＰＲスラブ５０、５２はそれぞれ破線６０、６２と６４、６６によって示される厚さを与えられる。一方のＭＰＲスラブ５０と他方のＭＰＲスラブの５２間の移り変わりがある３次元空間における切替点６８についても図１０において示されている。

両方のＭＰＲスラブ５０，５２の厚さは同じにセットされるか、又は各ＭＰＲスラブ５０，５２の厚さはそれぞれ個々に調整される。あらゆる適切な調整手続きが、多数のＭＰＲスラブに調整するよう用いられる。それぞれのＭＰＲスラブの調整に関しては上記記載の通り、ＭＰＲスラブ５０，５２の位置、ＭＰＲスラブ５０，５２の方位、及びＭＰＲスラブ５０，５２の厚さは、同時処理又は順番に処理される。２つのＭＰＲスラブ５０，５２の間の分離点６８の位置は、任意に変更され得る。

図８乃至図１０に示す処理により生成された冠状動脈構造のセグメントに関する画像は、図１１に示すように表示部４に表示される。

表示部４上の３つのウィンドウには３つの画像が表示される。ウィンドウ７０には、図１０に示される２つのセグメントに対応する２つのＭＰＲスラブに関する２つの画像が、分離点６８を通る線で連結され表示される。最初又は２番目のセグメントにおける区域両方が表示され、各セクションにおける表示方向は、その区域に対して補正されたＭＰＲスラブの表面と直交する。

破線７２により示された点において、図１０に示される３次元空間における点６８と一致するが、最初のＭＰＲスラブから２番目ＭＰＲスラブへ利用の移り変わりがある時、表示平面は方位を自動的に変える。シングル画像内での表示平面の変化は、セグメントの平面表示を提供する間、セグメント全体が利用者にとって同時に見えることを意味する２通りの斜めの表示を提供する。

２番目と３番目のウィンドウ７４、７６において、表示方向に直交する方向における３次元ボリュームデータセットに対してスライスが表示される。スライスは、冠状動脈部分の長さに沿った選択された位置７８から得られ、図１１における実線で示される。操作者は、最初のウィンドウ７０において、操作者がマウス又はマウスポインタを操作することにより得られたスライスの位置７８を選択できる。図８から図１１における実施形態は、特定の患者の組織に適合した画像平面を用いる冠状動脈構造を急速に画像化することを自動的に備え、カテーテルに基づいた血管造影法を用いて以前に得られた場合と似たような視野を、放射線専門医、心臓病専門医又は他の使用者に提供する。

図４から図１０を用いた説明では、被検体の冠状動脈構造における左前方下部(ＬＡＤ)の画像に関して記述され、修正されたＡＨＡ１７のセグメントモデルに従って分類される。そのモデルに従う冠状動脈構造は、図１２に示される。ＡＨＡ１５セグメントモデル又は、修正されたＡＨＡ１７セグメントモデルで特定されるセグメントの１つは、記述された表現を用いて表示される。もう一つの方法として、冠状動脈構造は、使用者が望んだ他の方法において分割され、各セグメントは、記述された実施形態を用いて画像化される。セグメントと診断対象とされる解剖学的部位との対応関係は次の通りであり、予めライブラリーとして作成され記憶されている。

セグメント；解剖学的記述
Ａ ；第１鋭角縁枝より前方の右冠状動脈の中央セグメント
Ｂ ；第１、第２の鋭角縁枝の間の右冠状動脈の中間セグメント
Ｃ ；後側壁より前方の右冠状動脈の末梢セグメント
Ｄ ；右冠状動脈後下行枝
Ｅ ；右主冠状動脈
Ｆ ；第１対角枝より前方の右冠状動脈前下行枝の中央セグメント
Ｇ ；第１、第２の対角枝の間の右冠状動脈前下行枝の中間セグメント
Ｈ ；第２対角枝より後方の右冠状動脈前下行枝の末梢セグメント
Ｉ ；第１右対角枝
Ｊ ；第２右対角枝
Ｋ ；第１鈍角縁枝より前方の右円旋枝動脈の中央セグメント
Ｌ ；第１鈍角縁枝
Ｍ ；第１、第２の鈍角縁枝の間の右円旋枝動脈の中間セグメント
Ｎ ；第２鈍角縁枝
Ｏ ；第２鈍角縁枝より後方の右円旋枝動脈の末梢セグメント
Ｐ ；右後側壁
Ｑ ；枝中間壁
図１の実施形態により、医学的画像に係る３次元ボリュームデータセット上に表される冠状動脈等の湾曲構造に対して、視覚化平面（スラブ）を個々に最適化できる。３次元空間における血管の中心線についての情報と血管の直径に関する情報とに基づいてスラブの方位と厚さが最適化される。

冠状動脈構造に関するボリュームデータは、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（ＣＴスキャナ）、磁気共鳴映像装置（ＭＲＩ）、カテーテルを用いた血管造影法の利用可能なＣアーム型Ｘ線診断装置のいずれかを用いて発生される。

さらに例えば図４から図１２の一部に記述されるように、画像処理部２によって得られた最適なＭＰＲ平面又はスラブは、Ｃアーム型Ｘ線診断装置、又は他の画像化装置による測定に関して測定パラメータをセットするために用いられる。そのような方法の手順は、図１３のフローチャートに示される。画像処理部２は、図１４に示されるように適切なケーブルを経由して、Ｃアーム型Ｘ線診断装置９０に接続され、処理装置２とＣアーム型Ｘ線診断装置９０間におけるデータのやりとりと、信号の制御を可能にする。

最初の処理工程８０の方法において、撮影面は、図２から図１１を用いて説明した最適化されたスラブ（または厚みのないスラブ（ＭＰＲ平面））である。次の処理工程８２の手続きにおいて、調整されたスラブに関する座標は、例えば、画像処理部２によって、Ｃアーム型Ｘ線診断装置９０に提供される。

次の処理工程８４において、Ｃアーム型Ｘ線診断装置９０は、自動的にＸ線源と検出器の方位を最適化されたスラブの座標に適合するよう調整する。最後の処理工程８６において、Ｃアーム型Ｘ線診断装置９０は、Ｘ線撮影を行い、結果として、管腔構造の選択されたセグメントの最適面に関する画像が得られる。

Ｃアーム型Ｘ線診断装置９０に提供されるデータの形式は、使用されている特定のＣアーム型Ｘ線診断装置９０と互換性がある。例えば、画像処理部２によって、Ｃアーム型Ｘ線診断装置９０は、調整されたスラブの方位と一致するＣアームの方位に関して所望の角度が直接得られる。

さらに、Ｃアーム型Ｘ線診断装置９０は、この場合、例えば、患者のＸ線透視画像データなど、Ｘ線画像データを得るために再度利用される。Ｘ線透視画像データは、画像装置９０から、画像データを得るために用いられる測定パラメータを表す測定データと共に、画像処理部２へ即時に送られる。測定データは、Ｃアーム型Ｘ線診断装置９０の方位を表す方位データを含む。

画像処理部２は、Ｘ線透視画像データをレンダリングする。ディスプレイ装置４によりＸ線透視画像は表示される。画像処理部２はまた、例えば、ＣＴ画像データなど３次元ボリュームデータセットを保有し、それは、同一の被検体について得られ、ディスプレイ装置４において、３次元ボリュームデータセットからスラブに関してＭＰＲ（断面変換処理）により生成された画像を表示する。スラブに関するＭＰＲ画像は、Ｘ線透視画像と同時にディスプレイ装置４に表示される。スラブに関するＭＰＲ画像は、例えば、冠状動脈部分など管腔構造における選択されたセグメントに関する画像である。Ｘ線透視画像は、選択されたセグメントを含む被検体に関する領域の画像である。

画像処理部２は、スラブに関するＭＰＲ画像の方位を選択するために、Ｃアーム型Ｘ線診断装置９０の方位データを用いる。その結果、Ｘ線透視画像に表示された方位と適合する。仮に、被検体に関するＣアーム型Ｘ線診断装置９０の方向が変化する場合には、画像処理部２は更新された方位データを受信し、スラブに関するＭＰＲ画像の方位をそれに応じて変化させる。このようにして、ディスプレイ装置４は、方位等価なＸ線透視画像とＭＰＲによるスラブ画像とを同時に表示する。ＭＰＲスラブ画像の方位は、Ｘ線透視画像に関する撮影方位の変化に従って即時に変化する。

ＭＰＲスラブ画像は、ＣＴ画像データなどの３次元ボリュームデータセットから生成され、被検体に関する測定からあらかじめ得られ、記録されるものである。もう一つの方法として、Ｃアーム型Ｘ線診断装置９０とＣＴスキャナと併用させて、３次元ボリュームデータセットとＸ線透過画像データは患者から同時に得られる。

図１から図１４では、冠状動脈構造のセグメントに関する画像化と関するものであるが、それには限定されず、例えば、結腸又は、結腸の一セグメント、気管内チューブ、すい臓又は胆汁脈管又は、輸尿管などの脈管にも適用され得る。

さらに、最小二乗法を用いたスラブ厚や方位を調整する手続きは、その他の様々な形態で実施されることが可能である。さらに、特定の要素がここに記述されているが、その他様々な実施形態において、１つ以上の機能は、ただ１つの要素によって実現可能であり、又は、１つの要素により実現できる機能は２つ以上の機能によって実現可能である。その分野において通常の技術的技能を有する者にはよく理解されていることであるが、実施形態はソフトウェアによってある機能を実行するが、機能は、ハードウェア（例えば、１つ又はそれ以上のＡＳＩＣｓ（アプリケーションに特有の集積回路））又はハードウェアとソフトウェアの組み合わせによりもっぱら実装されうる。

その他本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

２…画像処理部、４…表示部、６…データ記憶部、８…入力操作部、１０…中央処理装置、１２…レンダリングモジュール、１４…コントロールモジュール、１６…トラッキングモジュール、１８…ＭＰＲモジュール。

Claims (31)

1. 被検体内の管腔構造に関する３次元ボリュームデータから、前記管腔構造の軸方向に関する一セグメントに対応するセグメント領域を抽出し、
   前記セグメント領域を含むようにスラブの厚さを決定し、
   前記厚さを有するスラブに関する画像を前記３次元ボリュームデータからレンダリングにより生成することを特徴とする画像処理方法。
2. 前記スラブが前記セグメント領域を含むように前記スラブの方位を決定する請求項１記載の画像処理方法。
3. 前記管腔構造の一セグメントに対応する標準的な平面から前記スラブを決定する請求項１記載の画像処理方法。
4. 前記標準的な平面は、複数の平面候補から選択される請求項３記載の画像処理方法。
5. 前記標準的な平面は、冠状動脈を対象としたカテーテルを用いた造影撮影面に対応する請求項３記載の画像処理方法。
6. 前記標準的な平面に対して予め設定された制限範囲内で前記スラブの方位を決定する請求項３記載の画像処理装置。
7. 前記セグメント領域の軸長に基づいて前記セグメント領域が前記スラブに収まるように前記スラブの厚さを決定する請求項１記載の画像処理方法。
8. 前記セグメント領域が前記スラブに収まるように前記スラブの厚さを最小化する請求項１記載の画像処理方法。
9. 前記セグメント領域の中心線に従って前記スラブの方位を決定する請求項１記載の画像処理方法。
10. 前記セグメント領域の辺縁と前記スラブの辺縁との間の距離を最小化するように前記スラブの厚さを決定する請求項１記載の画像処理方法。
11. 前記セグメント領域の厚さに基づいて前記セグメント領域が前記スラブに収まるように前記スラブの厚さを決定する請求項１記載の画像処理方法。
12. 前記セグメント領域の厚さは、前記管腔構造の内壁間距離と外壁間距離との一方により決定される請求項１１記載の画像処理方法。
13. 前記スラブの厚さと前記スラブの方位とを変化させながら、又は前記スラブの厚さだけを変化させながら、前記セグメント領域が前記スラブに収まるように前記スラブの厚さを決定する請求項１記載の画像処理方法。
14. 前記管腔構造は分岐部を有し、前記分岐部を含む前記セグメント領域が前記スラブに収まるように前記スラブの厚さが決定される請求項１記載の画像処理方法。
15. 前記スラブの厚さを最小二乗法を用いて決定する請求項１記載の画像処理方法。
16. 前記管腔構造に関する複数の一セグメントに対して複数のスラブをそれぞれ適合させる請求項１記載の画像処理方法。
17. 前記複数のスラブは異なる方位を有し、前記複数のスラブにそれぞれ対応する複数の画像を同時に表示する請求項１６の画像処理方法。
18. 前記スラブに直交するスライスに関する少なくとも一の断面画像を前記３次元ボリュームデータから生成する請求項１記載の画像処理方法。
19. 前記管腔構造は冠状動脈構造である請求項1記載の画像処理方法。
20. 前記一セグメントは、アメリカ心臓協会分類に適合する請求項１９記載の画像処理方法。
21. 前記管腔構造は大腸下部、気道、血管、輸尿管のいずれかである請求項１記載の画像処理方法。
22. 前記３次元ボリュームデータは、ＣＴデータ、ＭＲデータ、血管造影データのいずれかである請求項１記載の画像処理方法。
23. 前記決定されたスラブの方位に対応するコントロールデータに従って撮影装置を制御することにより前記スラブと実質的に同じ面を撮影する請求項２記載の画像処理方法。
24. 前記撮影装置はＣアームを備えたＸ線撮影装置であり、前記Ｃアームの方位が前記コントロールデータにより制御される請求項２３記載の画像処理方法。
25. 被検体内の管腔構造に関する３次元画像に含まれる前記管腔構造の一セグメントを表す画像に対して撮影面を適合し、
    前記撮影面の方位に従ってコントロールデータを発生し、
    前記コントロールデータにより撮影装置において前記撮影面と実質的に同じ面の画像を撮影させるために前記コントロールデータを撮影装置に提供する方法。
26. 前記３次元画像は、ＣＴ装置、ＭＲ装置、コーンビーム血管造影撮影装置のいずれかにより収集され、
    前記撮影装置は、Ｃアームを備えたＸ線血管造影装置であり、
    前記コントロールデータは、前記Ｃアームの方向を制御するためのデータである請求項２５記載の画像処理方法。
27. 被検体内の管腔構造に関する３次元ボリュームデータから、前記管腔構造の軸方向に関する一セグメントに対応するセグメント領域を抽出するモジュールと、
    前記セグメント領域を含むようにスラブの厚さを決定するモジュールと、
    前記厚さを有するスラブに関する画像を前記３次元ボリュームデータからレンダリングにより生成するモジュールとを具備する画像処理装置。
28. 被検体内の管腔構造に関する３次元ボリュームデータから、前記管腔構造の軸方向に関する一セグメントに対応するセグメント領域を抽出する手段と、
    前記セグメント領域を含むようにスラブの厚さを決定する手段と、
    前記厚さを有するスラブに関する画像を前記３次元ボリュームデータからレンダリングにより生成する手段とをコンピュータに実現させるためのプログラムコード。
29. 被検体内の管腔構造に関する３次元画像に含まれる前記管腔構造の一セグメントを表す画像に対して撮影面を適合するモジュールと、
    前記撮影面の方位に従ってコントロールデータを発生するモジュールと、
    前記コントロールデータにより撮影装置を制御し、前記撮影面と実質的に同じ面の画像を撮影させるモジュールとを具備する画像システム。
30. 前記３次元画像は、ＣＴ装置、ＭＲ装置、コーンビーム血管造影撮影装置のいずれかにより収集され、
    前記撮影装置は、Ｃアームを備えたＸ線血管造影装置であり、
    前記コントロールデータにより前記Ｃアームの方向が制御される請求項２９記載の画像システム。
31. 被検体内の管腔構造に関する３次元画像に含まれる前記管腔構造の一セグメントを表す画像に対して撮影面を適合する手段と、
    前記撮影面の方位に従ってコントロールデータを発生する手段と、
    前記撮影面と実質的に同じ面の画像を撮影させるために前記コントロールデータを撮影装置に送信する手段とをコンピュータに実現させるためのプログラムコード。

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