JP2017077455A - ３ｄ＋時間再構成を改良する方法および装置 - Google Patents

Abstract

【課題】オブジェクトの２以上の二次元画像（いわゆる２Ｄ画像）から前記オブジェクトの三次元表面再構成を作成する方法を提供する。
【解決手段】以下のステップ：a)前記オブジェクトの三次元データ・セット（いわゆる３Ｄデータ・セット）を提供するステップ;b)ステップa)において記載された前記データ・セットを使用して３Ｄモデルを生成するステップ;c)時間に渡る３Ｄモデルを構築するために動き情報を提供するステップ;d)当該少なくとも２つの２Ｄ画像から３Ｄ再構成を生成するステップ;e)時間に渡る前記３Ｄモデルからの情報を使用して時間に渡る前記３Ｄ再構成を修正するステップを備える方法。
【選択図】図４

Description

本発明は、Ｘ線血管造影に基づいて３Ｄ＋時間再構成を改良する方法および装置に関する。

血管造影は、数多くある様々な介入の中で通常使用される画像作成技術である。このような介入の間、臨床医が、問題のオブジェクトを良好に理解することは、非常に重要である。例えば、脈管介入において、臨床医が、観察対象の血管ツリーの部分に関し全ての情報を有することは、重要である。このことは、例えば、二分岐した血管が、さらに２本以上の動脈または静脈に分離している主動脈または静脈である場合に、ステントを二分岐した血管内に配置しなければならないときに、必要である。

Ｘ線のような二次元血管造影は、しばしば、二分岐領域を正しく視覚化するという可能性を欠く。特に、血管が分離するポイントとして定義される二分岐のカリーナ（突起部）の位置は、二分岐に接続されている１つ以上の血管分節が重なり合っているため、二次元血管造影によって正しく視覚化すると言うチャレンジに値する課題である。

医師が、この分岐した管状形状のオブジェクトについての不完全なまたは不正確な情報に基づいて、彼または彼女の決定をなす場合、これは深刻な結果をもたらす可能性がある。例えば、二分岐での閉塞を見落したり、またはこれを過小評価したり、またはこれに対して間違った寸法のステントを選択してしまう可能性がある。これは、結果として患者に深刻な合併症をもたらす可能性がある。

実際には、介入治療は、通常、いわゆるＣアームまたはＬアーム・タイプの血管造影Ｘ線システムによって取得される２Ｄ画像のガイダンスに従って実行される。これらのシステムは、検査しているオブジェクトの２Ｄ画像を、２Ｄ透視とも呼ばれる異なる方向から取得することを可能にする。これらの異なる透視は、Ｘ線源および蛍光増倍管を保持しているアームを患者の周囲に回転させることによって、得ることができる。

少なくとも２つの異なる透視において取得された２Ｄ画像から３Ｄ再構成を作成することは、しばしば、行われる。しかしながら、分岐した血管の３Ｄ再構成を作成するために使用される２Ｄ画像は重なっているので、二分岐周辺の血管の正確な形状の３Ｄ再構成を得ることにはかなりの不確定度が、残る。

重なりについてのこの問題の具体例は、図１に示されている。カリーナが適切に視覚化された結果となる二分岐の正しい形状は、最後の（右側の）画像にしか示されていない。

従って、３Ｄ再構成に対して、２Ｄ血管造影画像を正しい透視から取ることが重要である。血管造影システムの場合、正しい透視とは、できるだけ多くの情報を含むＸ線システムの角形成（システム回転および角形成の両者）として定義される。この透視では、周囲の血管の遠近短縮および重なりは、最小にすべきである。

遠近短縮とは、あるオブジェクトをある透視から視覚する場合に、このオブジェクトが圧縮されているように見えて、情報に歪みを発生させてしまう原因となる事象のことを言う。

左冠状動脈のような複雑な血管に対処する場合、図２に見られるように、他の血管との重なりが発生することがある。これらの分枝は、同じ冠状動脈に属し、かつ例えば、造影剤が導入されたポイントの後に分岐する場合があるので、観察対象のセクションは造影剤を含むように描かれることがある。これは、観察対象のセクションにおける閉塞が見逃されるまたはそれが過小評価されてしまう可能性をもたらす。

この誤った解釈に対処することを可能とするために、臨床医は、冠状動脈ツリー全体を正しく理解する必要がある。しかしながら、Ｘ線血管造影では、２つの２Ｄ血管造影画像を用いて冠状動脈ツリー全体を再構成することは出来ない。これは、図３に示されるようなＸ線画像作成技術の視野（ＦＯＶ）および造影剤の排出に起因する。

また、例えば、冠状動脈に対処する際、観察対象の部位の中に二分岐が多数存在する場合がある。これらの二分岐の方位は、各々、異なる。従って、Ｘ線を使用して各二分岐領域を正しく視覚化することは、ほとんど不可能である。

考慮することが必要な更なる観点は、心臓周期の間に冠状ツリーが移動してしまうことである。この移動は、例えば、心臓自体の動きのみならず患者の呼吸が原因となる。これらの移動の間、冠状ツリーの異なる部分は、相互に移動する。この移動は、心臓周期の特定のステージで選ばれた２Ｄ透視において血管の重なりを生じさせ、かつ所定時刻での冠状ツリーの理解をより複雑な作業にする原因となる。

現在の診療においては、血管造影の間の観察対象の血管の移動は、多数の心臓周期に渡って連続して造影剤を注入している間に、決定される。これにより、臨床医は、Ｘ線血管造影画像において冠状動脈の移動を追跡することができる。これは、患者には大きい負担となる。これらの連続する記録から、多数の３Ｄ再構成を作成することが出来る。しかしながら、これらの３Ｄ再構成に対し最適情報量を得るために、各再構成は、最適投影を使用して作成される必要がある。しかしながら、実際には、これが、実現可能となるわけではない。従って、これらの再構成の大部分は、ある一時点で最適である透視を使用して作成される。これは、３Ｄ再構成の間に不連続が生じる原因となる。

さまざまな別個の３Ｄ再構成を作成する代替方法は、非特許文献１および非特許文献２によって教示された３Ｄ再構成の伝搬である。しかしながら、このアプローチを用いて収集することが出来る情報は、ＦＯＶのような上述したＸ線の限界、重なりおよび二分岐が多数存在することにより限定される。区別のつかない重なりがない多数の二分岐に関する情報を得る方法は、ＣＴまたはＭＲシステムによって得られるボリューム画像による。

しかしながら、これらの画像取得システムは、介入の間には、用いることができない。また、ＣＴ記録は、記録当たり１つの心位相しか含まない単一の位相記録である。さらに、ＣＴおよびＭＲ撮像方法の空間分解能および／または時間分解能は、Ｘ線血管造影のものより著しく低い。

従って、これらの３Ｄ画像作成方法は、単独では、介入の間に必要となる全ての情報を得るためには、使用できないまたは不十分である。しかしながら、これらの方法には、二分岐、重なりおよび疾患部位に関する重要な情報が含まれている。

さらに、３Ｄ画像作成方法により以前に得られたデータは、介入の間、臨床医が、例えば、血管マッチングを行うことをガイドするために用いることが出来る。

非特許文献３には、一平面Ｘ線システムによる冠状動脈介入の間のガイダンスの方法が、提示されている。ここに記載されている方法は、予め行った介入の３Ｄ ＣＴ画像から３Ｄ冠状動脈の中央線を検索することに基づく。この改良されたガイダンスを実行するためには、患者の特定の心臓および呼吸の動きを知るために、フレームワークが提示されて、一平面Ｘ線像シーケンスにより３Ｄ中央線が登録される。この方法は、特定のＸ線血管造影画像透視の範囲内での動きを知るために、予め行った介入の３Ｄ ＣＴ画像作成および一平面Ｘ線血管造影によって得られた３Ｄ冠状動脈の中央線再構成を使用するが、この方法は、この特定のＸ線血管造影画像透視の範囲内のガイダンスに限定される。冠状動脈の介入の間、通常の診療では、医師は、観察対象のオブジェクトの所望の透視を得るために、（Ｘ線システムの角形成、回転により）Ｘ線システムの多数の透視を使用するが、これは、この解決法を臨床に応用することを著しく制限する。

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従って、本発明の目的は、上記の問題を少なくとも部分的に解決するために、２次元の画像から正確な３Ｄ再構成を得る改良された方法を提供することである。

本発明は、請求項１に係る方法によってこの目的を達成する。このアイデアは、ＣＴのような３Ｄ＋時間データ・セットから収集された情報を使用して、例えば、介入の間の血管のマッチングを支援するために、改良された３Ｄ＋時間再構成を可能にする。

本発明は、ディジタル・コンピュータのメモリに直接ロード可能なコンピュータ製品であり、かつコンピュータおよび二次元画像を得るためのＸ線撮像デバイスに本製品を作動させると、本発明の方法を実施するためのソフトウエア・コード部分を備える、コンピュータ製品にも関する。このデバイスは、異なる透視から血管ツリーまたは血管ツリーの一部の少なくとも２つの画像を得るための手段、ツリーの３Ｄまたは４Ｄデータ・セットを受信するための入力手段、および本発明の方法を実施するようにプログラムされている処理手段を備える。

本発明は、Ｘ線画像作成デバイス、および３Ｄまたは４Ｄデータ・セットを処理し、この画像作成デバイスの回転および角形成位置を決定し、最適透視から２Ｄ画像を得て、ツリーの最適３Ｄ再構成を作成する手段を備えるＸ線血管造影装置にも関する。

本発明の更なる改良は、従属クレームの主題を形成するであろう。

本発明の特性およびそこから導かれる効果は、添付の図面において示される非限定的な実施態様の以下の説明からより明らかになるであろう。

異なる方向から見た二分岐を示す。 右の画像では、異なる透視により同じ分枝が重ならないが、左の画像では、重なりが発生している、左冠状動脈血管の複雑構造を示す。 ＦＯＶにより冠状動脈ツリー全体が含まれない血管造影画像を示す。 本発明の実施態様のフローチャートを示す。 ＣＴデータ・セット（上部）と血管造影画像（下部）における右冠状動脈（ＲＣＡ）の部分の完全閉塞部を示す。 最適投影を示すために用いられるカラーマップの一例であって、１心位相に対する、遠近短縮、周囲の血管の重なりおよび冠状動脈の面内の動きに関するカラーマップである。 最適投影を示すために用いられるカラーマップの一例であって、幾つかの心位相を含む、遠近短縮、周囲の血管の重なりおよび冠状動脈の面内の動きに関するカラーマップである。

図４に示されるように、本発明は、特定のステップを備える。これらのステップは、後述され、そして如何なる論理シーケンスでも、または一部を省略しても実行させることが出来る。

本発明の第一ステップとして、図４のステップ401において説明されるように、（大部分の）冠状動脈ツリーの３Ｄモデルが、作成される。これは、３Ｄ画像作成技術（例えば、ＣＴ）から得られるデータを使用して、行われる。これは、血管の中心線を、例えば、手動で示すことによって、または例えば、非特許文献４に教示されるように、自動的に示すことによって行うことが出来る。このデータは、明らかに、介入の間に得ることはできない。従って、このデータは、介入を始めるときに、例えば、サーバから入手可能であることが必要である。この３Ｄモデルは、少なくとも２つの２Ｄ血管造影画像を使用して作成される３Ｄ再構成を改良しかつ時間に渡ってこの３Ｄ再構成を伝搬させることを容易にするために、後に用いられるであろう。

介入の間に、観察対象のセクションの３Ｄ再構成を作成することを可能とするためには、図４のステップ402において説明されているように、少なくとも２つの２Ｄ血管造影画像を得る必要がある。これは、既に得られている画像を得るまたは使用するの何れかによって、行うことができる。２Ｄ血管造影画像は、特定の透視からの、心臓周期の間の多数のフレームの記録である。３Ｄ再構成に対して、２Ｄ血管造影画像を正しい透視から撮ることは、重要である。血管造影システムの場合、正しい透視とは、観察対象の部位に関してできるだけ多くの情報を含むＸ線システムの角形成（システム回転および角形成の両方）として定義される。この透視において、遠近短縮および周囲の血管の重なりは、最小にする必要がある。

遠近短縮とは、特定の透視から見るときにオブジェクトが圧縮されているように見える（これが情報の歪みの原因となる）現象のことである。観察対象のオブジェクトの遠近短縮が最小に見える透視は、非特許文献５によって教示されるように、最適透視と呼ばれる。

好ましい実施態様では、３Ｄ画像作成技術から入手可能なデータを使用して、遠近短縮および周囲の血管の重なりの観点から、少なくとも２つの最適透視がユーザに提案される。この３Ｄモデルについて、Ｘ線システムに対する方位は、知られている。３Ｄモデルまたはその断面の方位に対して垂直である透視が、遠近短縮が最小である最適透視として、決定される。このモデルは、全てがそれに対して垂直である異なる角度から見ることができるので、さまざまな量の最適透視が可能となる。

しかしながら、最適透視は、遠近短縮を最小化することに依存するのみならず周囲の血管の重なりにも依存する。従って、この重なりの程度も、考慮される。心臓自体または呼吸の動きの何れかの移動により、周囲の血管は、特定の時間の間、観察対象の部位に重なってしまうことがあるので、１つ以上の心位相に対して、周囲の血管が重なってしまうことがある。

ＣＴデータから抽出される３Ｄモデルは、非特許文献６によって教示されるように、特定の透視を表す２Ｄ平面に逆投影される。３Ｄモデルの各血管の全ての中心線ポイントに対し、特定の直径が、知られている。例えば、この直径は、非特許文献７、実際の３Ｄルーメン・モデルまたは固定値から導くことができる。３Ｄモデルにおける観察対象の血管内のあらゆるポイントには、ある値が割り当てられている。その値は、３Ｄポイントごとに、逆投影画像内の対応する２Ｄポイントに加えられる。

値を含む２Ｄポイントが最大量である平面は、重なりが最小であることから最も望ましい透視である。

加えて、例えば、介入の間の使用に対して、透視を、冠状動脈の面内の動きが最小となるように示すことができる。この透視は、観察対象の血管において、冠状動脈の面内の動きの量がこの透視で最少となることを示す。これは、臨床医が、血管をできる限り静止させた位置で観察対象の血管を観察することを可能にする。

各透視に対する冠状動脈の面内の動きの程度は、非特許文献６によって教示されるように、例えば、ＣＴデータから抽出された３Ｄモデルを、特定の透視を表す２Ｄ平面に逆投影することにより決定することが出来る。３Ｄモデルの各血管の中心線ポイントに対し、位置は、知られている。次で、ＣＴデータから抽出された３Ｄモデルは、非特許文献８により教示される動きモデルを使用して変形させて、３Ｄモデルを異なる時点で生成することが出来る。この変形させた３Ｄモデルは、次で、特定の透視を表す２Ｄ平面上にも逆投影される。ここでも、各中心線ポイントの位置は、知られているが、今や異なる時点に対して知られている。

冠状動脈の面内の動きは、各中心線ポイントごとに、両方の逆投影の各中心線ポイントの位置を比較することによって、決定することができる。

全ての中心線ポイントに対する面内の移動が最小量を示す平面は、冠状動脈の面内の動きが最小であることから、最も望ましい透視である。これは、１つ以上の心位相に対して行うことができる。

次で、角形成および回転のあらゆる組合せに対し（つまり、各透視に対し）、結果としての透視が、どの程度最適であるかを示すことができる。例えば、この指標は、少なくとも１つの心位相に対する、遠近短縮、周囲の血管の重なりおよび／または冠状動脈の面内の動きの加重和である。

多数の心位相が考慮されるときには、算出は、各フレームの各時点に対して行われる。透視がどの程度最適であるかという全体の指標を得るために、次で、多数の心位相内の全てのフレームの加重和が、作成される。

これは、例えば、図６ａ、６ｂに示されるカラーマップを使用して視覚化させることができる。図６ａは、１つの心位相に対する、周囲の血管の遠近短縮、重なりおよび冠状動脈の面内の動きに関する、カラーマップを示す。図６ｂは、多数の心位相を含む、冠状動脈の遠近短縮、周囲の血管の重なりおよび面内の動きに関する、カラーマップを示す。

この結果を使用して、ユーザは、２Ｄ血管造影画像を得ることができる透視を選択することができる。

第一の透視に関する情報が、次で、次に得られることになる２Ｄ血管造影画像を提案するために、用いることができる。例えば、以前の１つ以上の２Ｄ血管造影画像において遠近短縮および／または重なりを生じている特定のセクションは、次の２Ｄ血管造影画像において最適に見える必要がある。また、加えて、２つの透視が互いに直交しているときに、３Ｄ再構成のための最大情報量が入手可能であるという事実および／または使用される画像作成技術の範囲の限界を、考慮する場合がある。これらの限界は、例えば、Ｃアームが一定程度の角度しか回転および／または角形成させることができず、その結果、１つ以上の透視を達成することが出来ないという事実による場合がある。

３Ｄ再構成は、少なくとも２つの取得した２Ｄ血管造影画像を使用して、図４のステップ403において説明されるように、作成することができる。

このために、観察対象の血管が、画像に示されている必要がある。これは、両方の画像において観察対象の血管の中心線を手動または（半）自動的に示すことによって、手動で行うことができる。

好ましい実施態様では、ＣＴデータから作成された３Ｄモデルは、ユーザが、第二の２Ｄ血管造影画像において観察対象の血管を示す際のガイドとして用いることができる。

これを行うために、３Ｄモデルと第二の２Ｄ血管造影画像との間にマッチングを確立しなければならない。最初、３Ｄモデルは、患者の方位が第二の２Ｄ血管造影画像および視覚する透視に等しくなるように配置される。第二の２Ｄ血管造影画像の心位相を、３Ｄモデルのそれにマッチングさせることも好ましい。提案された最適透視を使用して、入手可能な最善の情報は、３Ｄ画像作成データおよび２Ｄ血管造影画像を登録するために用いることができる。

ＣＴデータは、１つの心位相の間に記録されるが、２Ｄ血管造影画像は多数の心位相を含む。心位相の位相を合わせることは、より良好なマッチングを確実にする。

３Ｄモデルは、次で、例えば、非特許文献６に教示されるように、第二の２Ｄ血管造影画像に逆投影される。これは、３Ｄ中心線モデルまたは３Ｄルーメン・モデルを用いて行うことができる。

逆投影された３Ｄモデルの第二の２Ｄ血管造影画像へのマッチングを単純化するために、第二の２Ｄ血管造影画像のルーメンは、強調される。これは、例えば、非特許文献９に教示されるように、画像内で見出すことが必要となるルーメンの直径を考慮する血管強化フィルタを使用して行うことが出来る。これらの直径は、ルーメン―モデルの場合には３Ｄモデルから直接検索することができる。中心線しか抽出されない場合には、対応する直径の経験則に基づいた推測を、非特許文献７を使用して、作成することが出来る。これは、結果として２Ｄ血管強化画像になる。

２Ｄ血管強化画像と逆投影３Ｄモデルとの間のマッチングは、逆投影３Ｄ中心線モデルと２Ｄ血管強化中心線との間のミスマッチによるコストを算出することによって実行される。逆投影３Ｄポイントごとに、コストが、決定される。例えば、このコストは、最も近い隣接ポイントまでのユークリッド距離である。この逆投影３Ｄ中心線モデルと２Ｄ血管強化画像との間のマッチングのための総コストは、逆投影３Ｄ中心線モデルの全てのポイントに対するコストの総額である。

最小限コストは、逆投影３Ｄモデルと第二の２Ｄ血管造影画像との間の最善のマッチングを表す。このマッチングを使用して、例えば、観察対象の血管を、第二の２Ｄ血管造影画像において強調し、これにより、臨床医に血管マッチングをガイドすることができる。

他のオプションは、ＣＴデータから得られた３Ｄ中心線モデルを、両方の２Ｄ血管造影画像に同時に逆投影することである。この場合、観察対象の血管は、自動的に示される。

多数の透視に同時に３Ｄモデルを適用することの効果は、３Ｄ空間についての全ての知識を考慮に入れることであり、そしてマッチング・プロセスを容易にするためにコスト情報を透視間で共有することが出来ることである。

透視が同時刻に正確に記録されないときには、例えば、非特許文献１０に教示されるように、非同期マッチングを算出することも出来る。

観察対象の部位が、少なくとも２つの２Ｄ血管造影画像において知られている場合には、３Ｄ再構成を作成することができる。これは、例えば、非特許文献１１に教示されるように、行うことが出来る。

結果として得られる３Ｄ再構成は、２Ｄ血管造影画像から入手可能な全ての情報を得る。しかしながら、２Ｄ血管造影画像のために選択される透視が、周囲の血管の遠近短縮および重なりに関して最適であっても、これは、重なりが絶対に発生しないという保証にはならない。特に観察対象の血管が多数の二分岐を含む場合には、全ての二分岐が最適に視覚できるというわけではないであろう。

これに対処するために、図４のステップ404において説明されるように、ＣＴデータの３Ｄモデルを使用して、３Ｄ再構成を改良することが出来る。

２Ｄ血管造影画像と同じ方位および透視で３Ｄモデルを視覚するときには、どの領域に重なりが起こるかは知られている。これらの領域は非常に重要であるので、これらの領域が３Ｄ再構成に対して改良する領域である。

２Ｄ血管造影画像において、例えば、二分岐のカリーナ位置は、図１に示すように明確に見えないかもしれない。しかしながら、３Ｄモデルにおいて、カリーナの正確な位置は、知られている。この位置情報は、例えば、分岐した動脈の中心線位置を修正することによって、３Ｄ再構成を調整するために用いることができる。

さらに、血管が重なっている場合、２Ｄ再構成における対応する直径および中心線を誤ることがある。重なる部分に対して３Ｄモデルの逆投影中心線を組み込むことによって、より正確な３Ｄ中央線再構成を作成することができ、そして直径を組み込むことによって、それらを修正することもできる。

また、特定の位置の導管の構造が、かなり複雑になることがある。例えば、重篤な狭窄症または完全閉塞部が存在する場合である。

図５に示されるように完全閉塞部が存在する場合には、２Ｄ血管造影画像は、血管のこのセクションについて如何なる情報も提供することができない。血液はこの完全閉塞部を流れることが出来ないので、造影剤は、例えば、非特許文献１２に記載されているように、血管造影の間、閉塞された部位を視覚化するために用いることはできない。これは、２Ｄ血管造影画像に基づいて得られた３Ｄ再構成の情報には失われた情報があると言う結果をもたらす。しかしながら、完全閉塞部に関する情報は、３Ｄデータには存在する。

重篤な狭窄症が存在するときには、血管のこのセクションにおいては僅かな血液フローしか可能ではない。従って、２Ｄ血管造影画像は、血管のこのセクションに関する情報をほとんど含まないであろう。これは、血管のこのセクションについて誤った表示をもたらす可能性がある。ＣＴデータから導出される３Ｄモデルは、この狭窄症に関して追加の情報を提供するために用いることができる。

これらの複雑構造に対して、例えば、３Ｄデータのルーメン分割は、完全閉塞部の位置で３Ｄ再構成の形状を調整するために用いることができる。他の可能性は、３Ｄモデルの中心線分割を使用して、完全閉塞部の位置で３Ｄ再構成の中心線を調整することである。

上述の改良は、３Ｄモデルを以前に記載したように２Ｄ血管造影画像に逆投影することによって２Ｄにおいて、または直接３Ｄにおいて行うことができる。すなわち、３Ｄモデルの情報は、３Ｄ再構成を直接改良するために用いることが出来る。そのためには、３Ｄモデルと３Ｄ再構成との間に、リンクが、確立されていなければならない。これは、例えば、非特許文献１３によって教示されるように、行うことができる。

また、３Ｄモデルと２Ｄ血管造影画像または３Ｄ再構成の何れかとの間にマッチングを確立するときにも、３Ｄから入手可能である遠近短縮および重なりに関する情報を、使用することが出来る。これらの領域が局所的なミスマッチングの原因になることは、ありそうである。荷重関数をこれらの領域に適用することによって、マッチング・プロセスを、容易にすることができる。

冠状動脈の正確な３Ｄ再構成が入手可能になると、図４のステップ405において説明するように、３Ｄ＋時間再構成を得るために、３Ｄ再構成を、時間に渡って伝搬することができる。これは、２Ｄまたは３Ｄの何れにおいても実行することができる。３Ｄ再構成を伝搬することによって、第一の３Ｄ再構成の情報は、他の３Ｄ再構成を作成するために使用される。第一の３Ｄ再構成が最も最適な投影を使用して作成されると言う理由により、３Ｄボリューム・データから収集された情報に結合されたＸ線から入手可能な最善の情報が、３Ｄ再構成のために使用される。

２Ｄ血管造影画像のフレームごとに、以前の再構成が、他の時点での３Ｄ再構成を生成する入力として使用される。これを行うため、例えば、非特許文献１４によって教示されるように、（以前の３Ｄ再構成の剛性変換および非剛性変換である）異なる方法を使用して、３Ｄ再構成を他の時点での正しい３Ｄ再構成に変換することができる。

この伝搬ステップを多数回実行すると、鼓動が完全にカバーされたときに、冠状ツリーのセクションの時間に渡る移動を反映する３Ｄ＋時間再構成が、生成される。

また、非特許文献１５に説明されているように、平均動きモデルを導出することも出来る。この動きモデルは、３Ｄ＋ｔ再構成を改良する助けに使用することができる。動きが２つの時点の間で知られているので、この情報は、２つの３Ｄ再構成の間の最初のオフセットを推定するために用いることができ、これは、時間に渡って３Ｄ再構成を伝搬することを容易にする。上述したように、これが、観察対象の血管の動きについて十分な知識を提供する助けとなるので、この情報は臨床医にとって重要である。

また、例えば、血管の部位が著しく時間に渡って短縮する、または移動により周囲血管の著しい重なりが、心臓周期の後ろの方で起こるときには、２Ｄ血管造影画像の透視情報に組み合わされる移動情報は、如何なる心位相の３Ｄ＋ｔ再構成をも改良することができる。

これの効果は、臨床医が、冠状ツリーの全体または大きいセクションの位置に関する、時間に渡る情報を有するということである。特に冠状動脈を取扱うときに、これは非常に重要である。この情報は、臨床医が、動脈について十分理解し、かつ定常的に造影剤を注入する必要なく、介入の間臨床医を案内するのに、役立たせることができる。従って、患者に対する負担は減少する。

オプションとして、患者に対して４Ｄ ＣＴデータ・セットを入手することも可能である。４Ｄ ＣＴデータ・セットは、多数の３次元ＣＴ記録の連続記録である。３Ｄモデルはあらゆる心位相に対して入手可能であるので、時間に渡るあらゆる３Ｄ再構成は、心臓周期の全ての心位相において改良させることができる。

オプションとして、３Ｄ＋ｔ再構成は、望ましい任意の方向で冠状ツリーを動的に重ねるために用いることができる。

Claims (19)

1. オブジェクトの２以上の二次元画像（いわゆる２Ｄ画像）から前記オブジェクトの三次元表面再構成を作成する方法であって、以下のステップ：
   a) 前記オブジェクトの三次元データ・セット（いわゆる３Ｄデータ・セット）を提供するステップ;
   b) ステップa)において記載された前記データ・セットを使用して３Ｄモデルを生成するステップ;
   c) 時間に渡る３Ｄモデルを構築するために動き情報を提供するステップ;
   d) 当該少なくとも２つの２Ｄ画像から３Ｄ再構成を生成するステップ;
   e) 時間に渡る前記３Ｄモデルからの情報を使用して時間に渡る前記３Ｄ再構成を修正するステップ
   を備える方法。
2. 前記三次元データ・セットが、三次元情報および動き情報を含むいわゆる４Ｄデータ・セットである、請求項１に記載の方法。
3. 動き情報が、前記オブジェクトの平均動きモデルによって決定される、請求項１又は２に記載の方法。
4. 前記３Ｄ再構成が、前記３Ｄモデルから外挿入された幾何学情報を使用して、改良される、請求項１−３の何れか１項に記載の方法。
5. 前記オブジェクトが血管または血管のツリーであり、前記幾何学情報が、直径、中心線、狭窄等を備える、請求項４に記載の方法。
6. 観察対象の部位を決定するステップを更に備え、前記３Ｄ再構成が、観察対象の前記部位またはその部分に限定されている、請求項１−５の何れか１項に記載の方法。
7. 観察対象の前記部位が、前記２Ｄ画像の少なくとも１つで決定される、請求項６に記載の方法。
8. 前記３Ｄモデルを使用して、前記２Ｄ画像の他の２Ｄ画像で観察対象の前記部位を自動的にまたは半自動式に決定する、請求項７に記載の方法。
9. 時間に渡る前記３Ｄモデルに算出を実行して、遠近短縮および／または重なりおよび／または冠状動脈の面内の動きに関して第一の最適投影透視を得るステップを更に備える、請求項１−８の何れか１項に記載の方法。
10. 得る画像または既に入手可能となっている画像を使用して、前記第一の最適投影透視から前記２Ｄ画像の少なくとも１つを得るステップを更に備える、請求項９に記載の方法。
11. 第二の最適投影透視を決定して、第二の２Ｄ画像を得るステップを更に備える、請求項９または１０に記載の方法。
12. 前記第二の最適投影透視が、前記第一のものに対して直角である、請求項１１に記載の方法。
13. 遠近短縮の前記程度および／または周囲血管および／または冠状動脈の面内の動きの重なりを示すカラーマップを決定するステップを更に備える、請求項１−１２の何れか１項に記載の方法。
14. 前記第一の最適投影透視が、前記カラーマップと対話するユーザによる入力である、請求項１３に記載の方法。
15. 多数の２Ｄ画像が、時間に渡る３Ｄ再構成を許容する時間の異なる時点における同じ最適透視から得られる、請求項１−１４の何れか１項に記載の方法。
16. 時間に渡る前記３Ｄ再構成が、時間に渡って同じ最適投影透視から得られる多数の２Ｄ画像を使用して達成される、請求項１−１５の何れか１項に記載の方法。
17. ディジタル・コンピュータのメモリに直接ロード可能であるコンピュータ製品であって、前記製品がコンピュータ上で実行されると請求項１−１６の何れか１項に記載の前記方法を実行するソフトウエア・コード部分を備えるコンピュータ製品。
18. 二次元画像を得るためのＸ線撮像デバイスであって、
    異なる透視から血管ツリーまたは血管ツリーの部分の少なくとも２つの画像を得るための手段と、
    前記ツリーの３Ｄまたは４Ｄデータ・セットを受信するための入力手段とを備え、
    更に、請求項１−１６の何れか１項に記載の前記方法を実行するようにプログラムされている処理手段
    を備える、Ｘ線撮像デバイス。
19. 請求項１８に記載のＸ線撮像デバイス、および前記３Ｄまたは４Ｄデータ・セットを処理し、前記撮像デバイスの回転および角形成位置を決定し、最適透視から２Ｄ画像を取得し、前記ツリーの最適３Ｄ再構成を作成する手段を備えるＸ線造影装置。