JP3442346B2 - 画像形成装置及びこれを用いた画像の構成方法 - Google Patents

画像形成装置及びこれを用いた画像の構成方法

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JP3442346B2 JP2000163899A JP2000163899A JP3442346B2 JP 3442346 B2 JP3442346 B2 JP 3442346B2 JP 2000163899 A JP2000163899 A JP 2000163899A JP 2000163899 A JP2000163899 A JP 2000163899A JP 3442346 B2 JP3442346 B2 JP 3442346B2
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    • Y10S378/901—Computer tomography program or processor

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】この発明は、医療分野の画像
形成装置に関し、特に、ＣＴスキャナを用いて撮影され
た横断画像（断層画像）から、心臓等のほぼ周期的に変
化する撮影対象についての画像を形成することのできる
画像形成装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来から、医療分野において、医用画像
を撮影する装置として、Ｘ線コンピュータトモグラフィ
装置（Ｘ線コンピュータ断層撮影装置：以下、ＣＴスキ
ャナと呼ぶ）が用いられている。ＣＴスキャナは、Ｘ線
を被検体に照射し、被検体の投影データを収集するもの
であり、この撮影データをもとにして、コンピュータに
よる画像形成処理により被検体の内蔵器官等の横断画像
（断層像ともいう）が再構成される。
【０００３】また、再構成された多数の横断画像を一定
間隔で位置をずらして横断面と垂直な方向に積み重ね
て、断面画像（以下、ＭＰＲ画像という）が構成され
る。さらにこのＭＰＲ画像をもとにして３次元情報を収
集して、被検体の３次元画像を生成することも行われて
いる。このような３次元画像を生成するためには、膨大
な量の横断画像を精度よく、かつ高速に収集する必要が
あるが、最近では、らせん状の断面データを収集するヘ
リカルスキャンタイプのＣＴスキャナ（以下、ヘリカル
スキャンＣＴという）が用いられている。
【０００４】このヘリカルスキャンＣＴは、心臓の機能
を検査・診断するために用いる心臓の拡張期及び収縮期
の横断画像や３次元画像を生成するのに利用されてい
る。しかし心臓は、個人ごとに異なる特定の周期（６０
拍／秒程度）で拡張と収縮を繰り返しているため、たと
えば拡張期のみについての複数枚の横断画像を一度に得
ることはできない。そこで、一般的には、心電図測定装
置から得られる心電図データと同期をとって、心臓の拡
張期あるいは収縮期と思われる横断画像を選択して、拡
張期あるいは収縮期のＭＰＲ画像や３次元画像が生成さ
れている。
【０００５】図７に、従来のヘリカルスキャンＣＴを利
用した心電図同期システムの概略構成図を示す。心電図
同期システムは、ヘリカルスキャンＣＴ１３０と、被検
体の心電図データを出力する心電図測定装置１４１、心
電図データを解析して同期信号をヘリカルスキャンＣＴ
へ送る心電図同期装置１４０と、画像処理をするための
コンピュータとから構成される。
【０００６】また、コンピュータは、ＣＰＵなどからな
る制御装置１００，記憶装置１１０，表示装置１２０，
入力装置１２１とから構成される。記憶装置１１０に
は、ヘリカルスキャンＣＴによって得られた投影データ
の収集信号１１１，この収集信号から構成された横断画
像１１２，横断画像から生成されたＭＰＲ画像１１３，
ＭＰＲ画像をもとに生成された３次元画像１１４が記憶
されている。
【０００７】制御装置１００は、ヘリカルスキャンＣＴ
１３０を駆動して投影データの収集信号１１１を記憶装
置１１０へ格納する機能１０１，格納された収集信号１
１を用いて横断画像１１２を構成する機能１０２，横断
画像１１２を用いてＭＰＲ画像１１３を生成する機能１
０３，ＭＰＲ画像１１３を用いて３次元画像１１４を生
成する機能１０４等を有する。
【０００８】従来は、このようなシステムを用いて、心
臓の拡張期又は収縮期の画像を構成していたが、制御装
置の信号収集処理と画像処理は、一般的の次に２つのう
ちどちらかの処理によって行われていた。
【０００９】（１）心電図データに同期させて、ヘリカ
ルスキャンＣＴを駆動制御して、心臓の動きの少ないと
きの投影データを得る処理 図５に、心電図データの波形の典型例を示す。一般的に
心電図データの波形のうち、いわゆるＴ波からＲ波まで
の区間の信号波形は変化が少ないことが知られている。
ここでは、この区間の投影データが取得されるように、
心電図同期装置１４０がヘリカルスキャンＣＴ１３０に
対して所定のタイミングでトリガー信号を送り、このト
リガー信号を受けたヘリカルスキャンＣＴ１３０は、そ
の後の一定期間について、投影データを取得するという
一連の処理が行われる。
【００１０】したがって、記憶装置１１０には、Ｔ波か
らＲ波までの比較的変化の少ない区間の投影データのみ
が収集信号１１１として格納されることになる。また、
ヘリカルスキャンＣＴのスキャンが終了した後、制御装
置１００は、収集された投影データの信号１１１をもと
に複数枚の横断画像１１２を構成する。
【００１１】さらに、心電図データとの対応を取りなが
らこの多数の横断画像１１２の中から、たとえば心臓の
収縮期（Ｔ波後の所定期間）に相当する横断画像を選択
する処理が行われ、選択された横断画像１１２をもとに
ＭＰＲ画像１１３を生成する処理が行われる。心臓の拡
張期の場合も、この拡張期に相当する期間（Ｒ波の前の
所定期間）の横断画像を選択する処理が行われる。
【００１２】（２）心電図データとの同期はとらずに、
ヘリカルスキャンＣＴによる投影データの取得を行い、
この投影データをもとに構成されたアキシャルＣＴ画像
と心電図データの波形とを、測定者が比較しながら、心
臓の拡張期又は収縮期に相当する画像を選択する処理こ
こでは、心電図同期装置１４０は使用されない。すなわ
ち制御装置１００が、心電図測定装置１４１から得られ
る心電図データと、ヘリカルスキャンＣＴ１３０から得
られる投影データとをそれぞれ別々に収集信号１１１と
して、記憶装置１１０に格納する。
【００１３】この後、制御装置１００によって、この投
影データをもとにアキシャルＣＴ画像（横断画像）が構
成されるが、この中には拡張期の横断画像も収縮期の横
断画像も含まれている。
【００１４】そこで、測定者が、アキシャル画像と、心
電図波形データとを表示装置に表示あるいは印刷させ
て、これらの時間的な対応をとりながら、マニュアル作
業で、前記したようなＴ波からＲ波までの区間につい
て、拡張期の画像あるいは収縮期の画像を順次選択す
る。そして、マニュアル作業で選択された多数のアキシ
ャル画像をもとに、制御装置１００によってＭＰＲ画像
１１３を生成する処理が行われる。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】ヘリカルスキャンＣＴ
は、被検体をのせたテーブルの移動と、Ｘ線管球及び検
出器の回転とを組み合わせて、らせん状の投影データを
収集するものであり、被検体の一定の範囲を常にＸ線軌
道が通過するので、テーブルの移動方向にはＸ線の連続
データを持つことになる。すなわち、テーブルの移動位
置を少しずつずらしてある厚みを持った横断画像を構成
する場合に、移動位置によって少しずつ撮影された時間
が異なるので、わずかにずれた時相の投影データを含む
横断画像が構成されることになる。
【００１６】たとえば、体軸分解能（スライス厚）が２
mm，０．５秒で１回転し（スキャン時間＝０．５se
c）、１回転あたり１０枚の画像を再構成することので
きるヘリカルスキャンＣＴで心臓全体を３７．５秒間ス
キャンした場合に、０．０５秒間隔で構成した場合に
は、全部で７５０枚の横断画像が得られる。
【００１７】一般に心臓の拡張あるいは収縮の周期はＲ
−Ｒ６０（６０拍／分）で、１秒（６０拍／６０秒）程
度であるので、この７５０枚の横断画像の中には、心臓
の拡張期の画像もあれば、収縮期の画像も含まれる。
【００１８】したがって、この７５０枚の横断画像をそ
のまま横断面（アキシャル面）と垂直な方向に順に並べ
てＭＰＲ画像を生成したとすると、拡張期の横断画像と
収縮期の横断画像が混在するため、生成されたＭＰＲ画
像の輪郭は波打ったようになる。すなわち、静止した心
臓であれば、本来はなめらかに変化する曲線からなる輪
郭（外形線）を持ったＭＰＲ画像が得られるはずである
が、周期的に動作する心臓を撮影しているので、ＭＰＲ
画像は、その輪郭に微小な「山（極大ピーク）」と「谷
（極小ピーク）」を持った外形が不鮮明な画像となる。
【００１９】そこで従来、横断画像から拡張期（あるい
は収縮期）のＭＰＲ画像を生成するために、前記した２
つのどちらかの処理を用いてこの大量の横断画像の中か
ら拡張期（あるいは収縮期）の横断画像を選択してい
た。しかし、これらの２つの処理とも、測定者が、大量
の横断画像と心電図データとを視覚的に確認する作業が
必要であり、この作業には、数日という長期間を要して
いた。
【００２０】特に、前記した（１）の処理では、心電図
データとの同期をとる心電図同期装置１４０を必要と
し、同期のために図７に示した各装置の調整・パラメー
タ設定など複雑な前処理が必要であった。また、前記し
た（２）の処理では測定者が行う横断画像を選択する作
業には、かなりの高度な専門知識と多大な時間を必要と
し、また、その選択作業は主観的なものであって汎用性
に欠けるという問題があった。
【００２１】そこで、この発明は以上のような事情を考
慮してなされたものであり、心臓等の周期的な動作をす
る撮影対象物であっても、心電図同期装置を必要とせ
ず、また、専門知識を持った測定者による画像選択処理
も必要としないで、高速，高精度かつ容易に鮮明な画像
を構成することのできる画像形成装置を提供することを
課題とする。
【００２２】
【課題を解決するための手段】この発明は、ＣＴスキャ
ナと、ＣＴスキャナで撮影された複数枚の横断画像を格
納する第１記憶部と、前記横断画像をもとに、横断面と
垂直な方向に前記横断画像を並べた２次元の断面画像を
生成する画像変換部と、前記断面画像を格納する第２記
憶部と、前記断面画像の輪郭を抽出し、その輪郭を画定
するエッジの多数の微小な凹凸のうち、凸部に相当する
極大ピーク、あるいは凹部に相当する極小ピークを検出
するピーク検出部と、検出された極大ピークあるいは極
小ピークのどちらか一方の間の輪郭を所定の基準に基づ
いて補間するピーク補間部と、ピーク補間部によって補
間された輪郭を用いて前記第２記憶部に格納された断面
画像を再構成する画像構成部とからなる画像形成装置を
提供するものである。これにより、被検体の断面画像
を、より高速，かつ高精度かつ容易に構成することがで
きる。
【００２３】また、この発明は、前記ＣＴスキャナの撮
影対象物が心臓である場合に、前記画像変換部が心臓の
断面画像を生成した後、ピーク検出部が極大ピークを検
出し、ピーク補間部が検出された極大ピークの間の輪郭
を補間し、画像構成部がこの補間された輪郭を用いて心
臓の拡張期の断面画像を再構成することを提供するもの
であり、同様に検出された極小ピークを用いることによ
り、心臓の収縮期の断面画像を構成できる。
【００２４】不等間隔の極大ピークまたは極小ピークも
検出することができるので、心臓の拡張期または収縮期
の断面画像の生成が、測定者による視覚による確認作業
なしで、高速、高精度かつ容易にできる。この発明にお
いて、断面画像は、いわゆるＭＰＲ（Multi Planar Rec
onstruction：多断面断層再構成）画像を意味する。し
たがって、ＣＴスキャナによって得られた投影データか
ら再構成されるあらゆる方向の断層画像が含まれるが、
この発明では主として、冠状断面画像あるいは、矢状断
面画像を再構成するものとする。特に、以下の実施例で
は、ＭＰＲ画像として冠状断面画像を対象として説明し
ているが、これに限るものではなく、この発明はあらゆ
る方向の断面画像についても適用される。
【００２５】この発明において、ＣＴスキャナは、医療
分野で用いられている種々のタイプのものを用いること
ができる。Ｔ／Ｒ方式，Ｒ／Ｒ方式，Ｓ／Ｒ方式，Ｎ／
Ｒ方式，ヘリカルスキャン方式などを用いることができ
るが、この発明では、周期的な動きを伴う被検体を撮影
対象とするので、高速かつ高精度のＣＴスキャナが要求
される。したがって、呼吸を止めている時間に、被検体
の全体の撮影が終了でき、分解能も高いヘリカルスキャ
ンタイプのＣＴスキャナを用いることが好ましい。
【００２６】第１記憶部及び第２記憶部は、書き換え可
能な半導体素子（ＲＡＭ）やハードディスクなどの記憶
装置を用いることができる。この発明では、第１記憶部
に格納される横断画像及び第２記憶部に記憶される断面
画像（ＭＰＲ画像）とも、非常に多くの記憶容量を必要
とするので、ハードディスクあるいは光磁気ディスクな
どの大容量，高速アクセスタイプの記憶装置を用いるこ
とが好ましい。
【００２７】この発明の画像変換部は、ＭＰＲ画像生成
機能を実行する制御プログラムによって構成される。具
体的には、ＣＰＵを中心とするマイクロコンピュータが
横断画像を入力として、制御プログラムに基づいて所定
のアルゴリズム演算を実行することにより、断面画像を
出力する部分である。
【００２８】この発明のピーク検出部は、断面画像の輪
郭抽出及びその輪郭の極大ピークあるいは極小ピークを
検出する、いわゆるピーク検出機能を実行する制御プロ
グラムによって構成される。この制御プログラムは、断
面画像のデータを入力とし、極大ピーク位置あるいは極
小ピーク位置のデータを出力とする。この極大ピーク位
置あるいは極小ピーク位置を検出するアルゴリズムは、
差分演算等により実現される（「科学計測のための波形
データ処理」：南茂夫編集ＣＱ出版（株）、昭和６１年
４月３０日発行 参照）。
【００２９】この発明のピーク補間部は、求められた２
つの極大ピーク間（あるいは２つの極小ピーク間）を補
間する機能（ピーク間補間機能）を実行する制御プログ
ラムによって構成される。この制御プログラムは、極大
ピーク及び極小ピークを入力とし、ピーク間の補間値を
出力とする。補間アルゴリズムは、線形補間法などによ
り実現される（「医学における三次元画像処理」：周藤
安造、コロナ社、１９９５年３月１０日発行 参照）。
【００３０】この発明の画像構成部は、断面画像を再構
成する機能を実行する制御プログラムによって構成され
るが、そのアルゴリズムは、前記した画像変換部とほぼ
同様のものを用いることができる。この制御プログラム
は、補間された輪郭に相当する横断画像を入力とし、断
面画像を出力とする。
【００３１】また、画像変換部，ピーク検出部，ピーク
補間部，画像構成部は、後述するような一つの制御装置
たとえば、パソコン，ワークステーションによって実現
できる。前記した各機能を実現する制御プログラムは、
ハードディスク等の固定記憶媒体の他に、ＣＤ−ＲＯ
Ｍ，ＭＯ，ＤＶＤ−ＲＯＭのような可搬型の記憶媒体に
記憶することができる。あるいは、制御プログラムをサ
ーバに格納しておき、ネットワークを介して遠隔地のパ
ソコン等へ転送することもできる。
【００３２】
【発明の実施の形態】以下、図面に示す実施の形態に基
づいてこの発明を詳述する。なお、これによってこの発
明が限定されるものではない。図１にこの発明の画像形
成装置の一実施例の構成図を示す。この実施例の装置
は、周期的な動作をする被検体について適用することが
できるが、以下には、心臓の拡張期及び収縮期の画像を
構成する場合について説明する。
【００３３】図７に示した従来のシステムの構成と比較
すると、心電図同期装置１４０及び心電図測定装置１４
１を必要としない点で異なる。
【００３４】図１において、ヘリカルスキャンＣＴ１３
０は、従来から用いられているものを用いてもよいが、
解像度のよい画像を構成するためにも、Ｘ線管が高速回
転し、かつ高分解能の検出器を有するものが好ましい。
たとえば、２ｒｐｓの回転速度で、スライス厚（分解
能）が０．５mm程度の性能を持つものを用いることがで
きる（東芝、Aquilion）。
【００３５】制御装置１００は、いわゆるパソコン，ワ
ークステーションを用いることができる。すなわち、Ｃ
ＰＵを中心として、ＲＯＭ，ＲＡＭ，各種Ｉ／Ｏインタ
フェース，タイマー等からなるマイクロコンピュータを
用いることができる。また、この発明の各種機能を実現
するための制御プログラムが、制御装置１００の内部の
ＲＯＭ，ＲＡＭ等の半導体記憶素子あるいはハードディ
スク等の記憶媒体に格納されている。
【００３６】記憶装置１１０は、前記制御プログラムの
他、取得した収集信号や構成された画像データ，設定パ
ラメータ，各機能の実行時の中間データを格納しておく
ためのものであり、書き換え可能な半導体メモリ（ＲＡ
Ｍ）や、ハードディスク（ＨＤ），ＭＯ，ＭＤ，ＰＤ，
ＤＶＤ−ＲＡＭなど各種記憶媒体を用いることができ
る。
【００３７】この発明において、記憶装置１１０には、
たとえば、ヘリカルスキャンＣＴから取得された収集信
号１１１，収集信号から構成された横断画像１１２，横
断画像をもとに生成された冠状断面画像（ＭＰＲ画像）
１１３，被検体の３次元画像１１４，ＭＰＲ画像の輪郭
を抽出した輪郭画像１１５，輪郭画像の輪郭線の極大ピ
ーク１１６及び極小ピーク１１７の位置データ等が格納
される。
【００３８】表示装置１２０は、画像処理によって構成
された横断画像，ＭＰＲ画像や３次元画像を表示するた
めのものであり、用途に応じて、ＣＲＴ、ＬＣＤ、ＰＤ
Ｐなど種々の表示装置を用いることができる。入力装置
１２１は、設定パラメータの入力，各種操作の指示入
力，各機能の起動・停止などを行うためのものであり、
キーボードの他、マウス，トラックボールなど各種ポイ
ンティングデバイスを用いることができる。
【００３９】次に、この発明の制御装置における処理内
容について説明する。図２に、この発明の制御装置の全
体フローチャートを示す。制御装置１００の処理は、図
１に示すように主として８つの機能ブロックから構成さ
れる。
【００４０】ここで信号収集機能ブロック１０１とは、
ヘリカルスキャンＣＴ１３０による収集信号１１１の取
得処理（図２のステップＳ１）を行う部分であり、横断
画像構成機能ブロック１０２では、取得された収集信号
を用いて横断画像の構成処理（図２のステップＳ２）を
行う部分であり、ＭＰＲ画像生成機能ブロック１０３と
は、構成された横断画像を用いてＭＰＲ画像を生成する
処理（図２のステップＳ３）を行う部分であり、３次元
画像生成機能ブロック１０４とは、得られたＭＰＲ画像
から、被検体（たとえば心臓）の３次元画像を生成する
処理（図２のステップＳ１２）を行う部分である。これ
ら４つの機能ブロックは、図７に示した従来の画像形成
装置で実現されていたのと同じ処理を用いてもよい。
【００４１】図１において、ピーク検出機能１０５，ピ
ーク位置画像選択機能１０６，ピーク間補間機能１０
７，ＭＰＲ画像再構成機能１０８の４つの機能ブロック
は、この発明の特徴的な機能ブロックである。
【００４２】ピーク検出機能１０５は、ＭＰＲ画像生成
機能１０３によって得られたＭＰＲ画像１１３の輪郭を
抽出して、輪郭画像１１５を生成し、その輪郭画像のエ
ッジの山と谷、すなわち極大ピークと極小ピークを検出
する処理を行う部分である。
【００４３】ここで輪郭の抽出処理は、コンピュータグ
ラフィックで用いられる外形線を描くオートトレース機
能など種々の方法を用いることができる。また、ピーク
の検出処理についても、信号波形の傾きを順次求めて差
分演算により極大ピーク又は極小ピークを見つける方法
や、抽出された外形線に対して移動平均法や周波数領域
法などの平滑化処理をした後、差分演算をする平滑化微
分法など、種々の方法を用いることができる。
【００４４】このピーク検出機能１０５によって、対象
となる輪郭画像のエッジの多数の極大ピーク位置と極小
ピーク位置のデータが得られることになる。
【００４５】また、上記のように、制御装置に組み込ま
れた所定の自動的な処理によってピーク位置を検出する
のではなく、得られたＭＰＲ画像１１３を表示装置１２
０に表示させ、場合によっては輪郭部分を拡大表示させ
て、その輪郭のエッジの山部分あるいは谷部分を測定者
が指示入力することによって、極大ピークあるいは極小
ピークの位置を検出するようにしてもよい。なお、この
ピーク位置の指示入力は、マウス等のポインティングデ
バイスを用いてすれば容易にできる。
【００４６】ピーク位置画像選択機能１０６は、たとえ
ば求められた多数の極大ピーク位置に相当する横断画像
１１２の選択処理を行う部分である。この極大ピーク位
置の横断画像を用い、後述するピーク間補間機能１０７
により２つの極大ピーク間の補間を行うことにより、い
わゆる拡張期に相当する横断画像のみから構成されたＭ
ＰＲ画像が再構成される。
【００４７】この横断画像１１２の選択処理は、極大ピ
ーク位置あるいは極小ピーク位置と時間的に対応づけら
れた横断画像１１２を記憶装置１１０から選択するこ
と、すなわち、その拡張期（収縮期）横断画像１１２に
対して選択を示す何らかのフラグ付け処理を行えばよ
い。
【００４８】ピーク間補間機能１０７は、２つの極大ピ
ークの間のエッジの位置を予測して、選択された２つの
ピーク位置の横断画像の間に相当する横断画像（これを
補間画像と呼ぶ）を生成する処理を行う部分である。こ
のピーク間補間には、２つの極大ピーク間隔の距離比で
線形補間する、いわゆる「線形補間法」の他、距離画像
と呼ばれる画像に一旦変換した後、線形補間等の一般的
な補間処理を実行する「非線形補間法」などを用いるこ
とができる。
【００４９】ＭＰＲ画像再構成機能１０８は、ピーク位
置の横断画像と、ピーク間補間機能１０７により生成さ
れた補間画像を用いて、ＭＰＲ画像１１３を再構成する
部分である。これは、利用する横断画像が異なるだけ
で、ＭＰＲ画像生成機能１０３における処理と同じ処理
を実行すればよい。この処理により、後述するように、
心臓の拡張期に相当するＭＰＲ画像や、収縮期に相当す
るＭＰＲ画像を生成することができる。以上に示した、
各機能は、制御装置１００がハードディスク等に格納さ
れた制御プログラムを所定の順序で実行することにより
実現される。
【００５０】この発明の制御装置が行う処理の一実施例
を、図２に示した概略フローチャートをもとに説明す
る。ここでは、被検体としては人体の心臓を対象とす
る。
【００５１】まず、ヘリカルスキャンＣＴ１３０によ
り、被検体からの投影データを収集し、投影データの信
号１１１を記憶装置１１０に格納する（ステップＳ
１）。ここで、ヘリカルスキャンＣＴ１３０としては、
現在、回転速度２ｒｐｍ，体軸分解能（スライス厚）
０．５mm，空間分解能０．５ｍｍ、１６ビット符号付き
濃淡値（ＣＴ値）表示の性能を持つものを利用すること
ができる。
【００５２】心臓全体の体軸方向の長さを、たとえば７
０ｍｍとする。ヘリカルスキャンＣＴ１３０が、１回転
で２．５ｍｍ移動するとすると、１回転するのに０．５
秒かかるので、移動速度は２．５ｍｍ／０．５ｓｅｃ＝
５ｍｍ／ｓｅｃとなる。ここで、スライス厚に対する１
回転当たりの移動距離をヘリカルピッチというが、２．
５ｍｍは、スライス厚（０．５ｍｍ）の５倍に相当する
ので、上記の場合ヘリカルピッチ１：５、あるいはヘリ
カルピッチ５という。したがって、ヘリカルピッチ５の
場合、心臓全体（７０ｍｍ）をスキャンするのに、７０
／５＝１４秒かかる。これによれば、心臓全体は、１４
秒程度のかなり短いスキャンで完了することができる。
【００５３】次に得られた収集信号１１１をもとに、通
常実施されている画像処理により横断画像を構成する
（ステップＳ２）。たとえば、心臓全体（長さ７０ｍ
ｍ）を構成する横断画像１１２は、７０ｍｍ／０．５ｍ
ｍ＝１４０枚程度の枚数で構成される。前記したように
心臓全体のスキャン時間は１４秒であるが、心臓の動き
の周期は、一般的に１秒程度であるので、構成された横
断画像１１２の中には、心臓の拡張期のものと収縮期の
ものとが混在する。
【００５４】図３に、この発明の画像構成の流れの概要
の説明図を示す。図のような横断面１２に対して、被検
体１１の心臓１０を輪切りにしたアキシャル画像が横断
画像１１２である。
【００５５】次に、ＭＰＲ画像の生成処理を行う（ステ
ップＳ３）。ＭＰＲ画像１１３は、ステップＳ２で得ら
れたすべての横断画像１１２を横断面１２に垂直な方向
に並べて、横断面１２に垂直な方向に切断した２次元的
な断面Ａの冠状断面画像である。
【００５６】このＭＰＲ画像１１３は、拡張期と収縮期
が混在した横断画像をもとに生成しているので、その輪
郭は、微小な凹凸を持つものとなる。たとえば図３
（ｂ）における線分Ｃ１，Ｃ２のところでは輪郭は
「山」となっており、この部分は、拡張期の横断画像１
１２をもとに作られていることがわかる。また図３
（ｂ）における線分ｄ１，ｄ２のところでは、輪郭は
「谷」となっており、この部分は収縮期の横断画像１１
２をもとに作られていることがわかる。
【００５７】次に、ＭＰＲ画像１１３の輪郭の抽出処理
を行う（ステップＳ４）。この抽出処理は、画像処理の
アプリケーションソフトで通常行われている処理を用い
ることができる。この抽出処理により、図３（ｂ）のよ
うな輪郭のみの画像１１５が生成される。
【００５８】次に、この輪郭画像１５の極大ピーク，極
小ピークの検出処理を行う（ステップＳ５）。この検出
処理は、前記したような差分演算等により行うことがで
きるが、検出された極大ピーク１１６の位置及び極小ピ
ーク１１７の位置が記憶装置１１０に記憶される。図４
に、この発明で生成される心臓のＭＰＲ画像の模式図を
示す。
【００５９】図４（ａ）は、ステップＳ４で抽出された
ＭＰＲ画像の輪郭画像１１５である。輪郭が図のように
凹凸を有しているとするとき、ステップＳ５の検出処理
により断面Ｃで示されるところは山（極大ピーク）の位
置であり、断面ｄで示されるところは谷（極小ピーク）
の位置であることが検出される。ここで断面ｃとｄの位
置は等間隔ではなく、不等間隔であっても、容易に確実
に検出される。
【００６０】また、このピークに対応する各断面ｃある
いは各断面ｄのそれぞれに対応する横断画像は、記憶装
置１１０に格納されている横断画像１１２を検索するこ
とによって容易に選択できる。ステップＳ６において、
求められた極大ピーク位置（断面ｃ）に相当する拡張期
の横断画像を記憶装置１１０から選択する処理を行う。
【００６１】たとえば、ステップＳ２で構成された１４
０枚の横断画像のうち、ヘリカルピッチが３（一回転の
移動量は、０．５ｍｍスライス厚が３倍分なので、０．
５×３＝１．５ｍｍとなる）の場合、１秒間では３ｍｍ
移動する。６０心拍の人の場合拡張−拡張周期は１秒な
ので、３ｍｍ周期で拡張画像が選択できる。よって、３
ｍｍの中に０．５ｍｍ厚の画像が６枚存在するので、１
４０／６＝２３枚程度の拡張期横断画像が選択される。
さらに、ステップＳ７において、求められた極小ピーク
位置（断面ｄ）に相当する収縮期の横断画像を記憶装置
１１０から選択する処理を行う。
【００６２】次に、ステップＳ８において極大ピーク補
間処理を行う。後述するように、ステップＳ６で選択し
た２３枚の拡張期横断画像を用いて、拡張期のＭＰＲ画
像を再構成するわけであるが、２枚の拡張期横断画像の
間の横断画像は間引かれているので、その間の横断画像
を補間するために、極大ピーク補間処理が行われる。こ
の補間処理は、前記したような線形あるいは非線形の補
間処理を用いることができる。
【００６３】たとえば、図４（ａ）において２つの断面
ｃの位置（極大ピーク）間にある断面ｄの位置における
極小ピークのかわりに、この２つの極大ピーク間を直線
で結び、この直線と断面ｄとの交点を輪郭の補間点とす
る。そして、この補間点に対応する横断画像を、２つの
極大ピーク位置に対応する拡張期横断画像より生成する
処理を行う。
【００６４】次に、ステップＳ９において、極小ピーク
補間処理を行う。この処理は、極大ピークのかわりに極
小ピークを用いる点が異なるだけで、ステップＳ８の極
大ピーク補間処理と同様の処理である。これにより、極
小ピーク間の収縮期の横断画像が生成される。
【００６５】次に、ステップＳ１０において、ステップ
Ｓ６で選択された拡張期横断画像と、ステップＳ８で生
成された横断画像とを用いて、ＭＰＲ画像を再構成す
る。この再構成処理は、ステップＳ３で行ったのと同様
の処理である。この再構成処理により、図４（ｂ）に示
したような、拡張期ＭＰＲ画像１１３−１が得られる。
【００６６】また、ステップＳ７で選択された収縮期横
断画像と、ステップＳ９で生成された横断画像とを用い
て、ＭＰＲ画像を再構成すると（ステップＳ１１）、図
４（ｃ）に示したような収縮期ＭＰＲ画像１１３−２が
得られる。
【００６７】以上の処理により、拡張期及び収縮期が混
在し輪郭が波打った不鮮明なＭＰＲ画像から、拡張期に
相当するＭＰＲ画像と、収縮期に相当するＭＰＲ画像と
が、それぞれ別々に得られたことになる。ステップＳ１
０およびＳ１１で得られたＭＰＲ画像を用いて、心臓の
拡張期および収縮期の抽出精度を確認することができ
る。
【００６８】また、ステップＳ２からステップＳ１１ま
での処理は、すべて１台の制御装置１００によって行う
ことができ、記憶装置１１０にヘリカルスキャンＣＴ１
３０からの収集信号１１１を格納した後、図４（ｂ），
（ｃ）のＭＰＲ画像を再構成するまで、数分程度の短時
間で実行できる。
【００６９】次に、ステップＳ６からＳ９までの処理で
得られた横断画像を用いて、拡張期及び収縮期の３次元
画像を生成する（ステップＳ１２）。３次元画像は、公
知の技術を用いることができるが、たとえば、ボリュー
ムレンダリング法や幾何モデル法，ボクセル法等を用い
ればよい。すなわち、ステップＳ６で選択された極大ピ
ーク位置の拡張期横断画像と、ステップＳ８で補間処理
によって生成された拡張期に相当する横断画像を用い
て、ボリュームレンダリング処理をすることにより、心
臓の拡張期の３次元画像が生成される（ステップＳ１２
−１）。同様に、ステップＳ７の極小ピーク位置の収縮
期横断画像と、ステップＳ９の補間による収縮期に相当
する横断画像を用いてボリュームレンダリング処理をす
ることにより、心臓の収縮期の３次元画像が生成される
（ステップＳ１２−２）。なお、３次元画像を生成する
ために、ＣＴスキャナの体軸分解能は、０．７ｍｍ程度
よりも小さいことが好ましく、空間分解能と体軸分解能
とが等しい等方性のボクセルが形成される。
【００７０】ステップＳ１０，Ｓ１１で得られたＭＰＲ
画像はその輪郭に凹凸がない鮮明な画像であるので、ス
テップＳ１２で得られた３次元画像も、鮮明な外形を持
つ画像が得られる。
【００７１】次に、ステップＳ１３において、各種の心
臓機能の解析処理を実行する。この解析処理とは、たと
えば、次のような処理である。 １）拡張期の３次元画像から拡張期の心臓の容量を計算
する処理 ２）収縮期の３次元画像から収縮期の心臓の容量を計算
する処理 ３）複数の３次元画像から、拡張収縮を繰り返す動画像
を生成する処理 ４）３次元画像から、心臓表面の異常個所を検出する処
理
【００７２】上記の処理は、いずれも、現在実現されて
いる制御プログラムを組み合わせることにより実施でき
る。ただし、ステップＳ１０〜Ｓ１２で得られた画像
は、従来よりも鮮明な画像であるので、ステップＳ１３
で行われる各種解析の精度を向上させることができる。
【００７３】図２のステップＳ５の処理において、極大
ピーク及び極小ピークは不等間隔であっても検出するこ
とができるが、ステップＳ３のＭＰＲ画像を表示装置１
２０上に局所的に拡大表示させて、測定者が実際に目視
により、ＭＰＲ画像の輪郭の極大ピーク及び極小ピーク
を選択するようにしてもよい。
【００７４】この選択操作はマウス等の種々の入力装置
１２１を用いて行えばよい。このように、測定者のマニ
ュアル操作ができれば、心臓全体の画像ではなく、測定
者が望む局所的な部分の拡張期又は収縮期の画像を容易
に得ることができる。
【００７５】また、この発明では、図１に示すように、
必ずしも心電図と同期をとる装置は必要ないが、より精
度を向上させるために、図６に示すように、心電図測定
装置１４１と心電図同期装置１４０を加えて、従来と同
様に、心電図と同期させて、ヘリカルスキャンＣＴを駆
動させるようにしてもよい。
【００７６】なお、この発明では、ステップＳ１におい
て、被検体の入力画像信号としてヘリカルスキャンＣＴ
により取得したものを利用しているが、この他に、ＭＲ
Ｉ（磁気共鳴画像診断装置），ＰＥＴ（陽電子放射断層
撮影法）などから得られた画像信号を利用してもよい。
被検体としては、心臓を実施例として説明したが、周期
的な動きのある他の内蔵器官（肺など）についても、こ
の発明を利用することができる。
【００７７】
【発明の効果】この発明によれば、心臓のような周期的
な動作をする撮影対象物であっても、ヘリカルスキャン
ＣＴの画像から、高速，高精度かつ容易に鮮明な冠状断
面画像及び３次元画像を構成することができる。また、
ヘリカルスキャンＣＴの画像を取得する際に、従来のよ
うな心電図との同期をとる装置は必要とせず、専門知識
を持った測定者による画像選択処理も必要としない。
【００７８】さらに、ヘリカルスキャンＣＴにより、心
臓の検査をする場合、心電図をとるための特別の器具を
被検者に装着する必要はなく、心臓全体をスキャンする
のに２０〜３０秒程度の時間しかかからないので、１回
の息止めで検査を実行することができ、心電図同期を必
要とした従来の検査に比べて、Ｘ線の被爆線量を低減で
きる。したがって、検査の非侵襲化，検査時間の大幅な
短縮化を図ることができ、患者に負担をかけない検査シ
ステムを構築できる。
【００７９】また、ヘリカルスキャンＣＴによる投影デ
ータの信号を収集した後、横断画像の構成から心臓機能
の解析処理まで、途中にマニュアル操作を介することな
く１台の制御装置で実行できるので、特別な画像処理の
知識を必要としなくても、一連の処理を容易に実行でき
る。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の画像形成装置の一実施例の構成図で
ある。
【図２】この発明の画像形成装置の制御装置のフローチ
ャートである。
【図３】この発明の画像構成の流れの概要の説明図であ
る。
【図４】この発明のＭＰＲ画像の説明図である。
【図５】心電図データの波形の典型例である。
【図６】この発明の画像形成装置の一実施例の構成図で
ある。
【図７】従来の心電図同期システムの構成図である。
【符号の説明】
１００ 制御装置 １０１ 信号収集機能 １０２ 横断画像構成機能 １０３ ＭＰＲ画像生成機能 １０４ ３次元画像生成機能 １０５ ピーク検出機能 １０６ ピーク位置画像選択機能 １０７ ピーク間補間機能 １０８ ＭＰＲ画像再構成機能 １１０ 記憶装置 １１１ 収集信号 １１２ 横断画像 １１３ ＭＰＲ画像 １１４ ３次元画像 １１５ 輪郭画像 １１６ 極大ピーク １１７ 極小ピーク １２０ 表示装置 １２１ 入力装置 １３０ ヘリカルスキャンＣＴ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 畦元 将吾 東京都日野市日野台１−５−27 (56)参考文献 特開 平10−5203（ＪＰ，Ａ) 特開 平９−75338（ＪＰ，Ａ) 特開 平９−75336（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−307049（ＪＰ，Ａ) 特開 昭58−130030（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 6/00 - 6/14

Claims (11)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 ＣＴスキャナと、ＣＴスキャナで撮影さ
    れた複数枚の横断画像を格納する第１記憶部と、前記横
    断画像をもとに、横断面と垂直な方向に前記横断画像を
    並べた２次元の断面画像を生成する画像変換部と、前記
    断面画像を格納する第２記憶部と、前記断面画像の輪郭
    を抽出し、その輪郭を画定するエッジの多数の微小な凹
    凸のうち、凸部に相当する極大ピーク、あるいは凹部に
    相当する極小ピークを検出するピーク検出部と、検出さ
    れた極大ピークあるいは極小ピークのどちらか一方の間
    の輪郭を所定の基準に基づいて補間するピーク補間部
    と、ピーク補間部によって補間された輪郭を用いて前記
    第２記憶部に格納された断面画像を再構成する画像構成
    部とからなる画像形成装置。
  2. 【請求項２】 前記画像構成部によって再構成された複
    数枚の断面画像を用いて、３次元画像を生成する３次元
    画像生成部を、さらに備えたことを特徴とする請求項１
    の画像形成装置。
  3. 【請求項３】 前記３次元画像を出力する出力部を、さ
    らに備えたことを特徴とする請求項２の画像形成装置。
  4. 【請求項４】 少なくとも断面画像を画像を表示する画
    像表示部をさらに備え、前記ピーク検出部が、前記画像
    表示部に表示された断面画像を見ながら、利用者がその
    画像の輪郭の極大ピークあるいは極小ピークを選択する
    選択部を備えたことを特徴とする請求項１の画像形成装
    置。
  5. 【請求項５】 前記ピーク検出部が、平滑化微分処理に
    より極大ピークあるいは極小ピークを検出することを特
    徴とする請求項１の画像形成装置。
  6. 【請求項６】 前記ＣＴスキャナが、撮影対象物の周囲
    を回転する画像撮影部を備え、画像撮影部が少なくとも
    １秒間に２回転する回転速度を有する請求項１の画像形
    成装置。
  7. 【請求項７】 前記ＣＴスキャナの撮影対象物が心臓で
    ある場合に、前記画像変換部が心臓の断面画像を生成し
    た後、ピーク検出部が極大ピークを検出し、ピーク補間
    部が検出された極大ピークの間の輪郭を補間し、画像構
    成部がこの補間された輪郭を用いて心臓の拡張期の断面
    画像を再構成することを特徴とする請求項１記載の画像
    形成装置を用いた心臓画像の構成方法。
  8. 【請求項８】 前記ＣＴスキャナの撮影対象物が心臓で
    ある場合に、前記ピーク検出部が、前記画像変換部が心
    臓の断面画像を生成した後、ピーク検出部が極小ピーク
    を検出し、ピーク補間部が検出された極小ピークの間の
    輪郭を補間し、画像構成部がこの補間された輪郭を用い
    て心臓の収縮期の断面画像を再構成することを特徴とす
    る請求項１記載の画像形成装置を用いた心臓画像の構成
    方法。
  9. 【請求項９】 コンピュータに、ＣＴスキャナで撮影さ
    れた横断画像を横断面と垂直な方向に並べた２次元の断
    面画像に変換する画像変換機能と、前記断面画像の輪郭
    を抽出し、その輪郭の極大ピークあるいは極小ピークを
    検出するピーク検出機能と、極大ピークあるいは極小ピ
    ークのどちらか一方の間の輪郭を所定の基準に基づいて
    補間するピーク補間機能を実現させるための画像構成プ
    ログラムを記憶したコンピュータ読み取り可能な記憶媒
    体。
  10. 【請求項１０】 前記ピーク補間機能によって補間され
    た輪郭を用いて前記断面画像を再構成する画像構成機能
    と、再構成された断面画像から３次元画像を生成する３
    次元画像形成機能とを備え、ＣＴスキャナの撮影対象物
    が心臓である場合に、前記極大ピークの間の輪郭を補間
    して再構成された断面画像から心臓の拡張期の３次元画
    像を生成することを実現させるための画像構成プログラ
    ムを記憶した請求項９記載のコンピュータ読み取り可能
    な記憶媒体。
  11. 【請求項１１】 前記ピーク補間機能によって補間され
    た輪郭を用いて前記断面画像を再構成する画像構成機能
    と、再構成された断面画像から３次元画像を生成する３
    次元画像形成機能とを備え、ＣＴスキャナの撮影対象物
    が心臓である場合に、前記極小ピークの間の輪郭を補間
    して再構成された断面画像から心臓の収縮期の３次元画
    像を生成することを実現させるための画像構成プログラ
    ムを記憶した請求項９記載のコンピュータ読み取り可能
    な記憶媒体。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102622775A (zh) * 2012-01-12 2012-08-01 北京理工大学 一种基于模型插值补偿的心脏实时动态重建技术

Families Citing this family (27)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3442346B2 (ja) * 2000-06-01 2003-09-02 カナガワ アンド カンパニー株式会社 画像形成装置及びこれを用いた画像の構成方法
JP4298205B2 (ja) * 2001-02-12 2009-07-15 シーメンス アクチエンゲゼルシヤフト コンピュータトモグラフィのための方法ならびにコンピュータトモグラフィ装置
KR100487148B1 (ko) * 2001-07-06 2005-05-04 삼성전자주식회사 엑스선 촬영장치의 단층영상 복원방법
US7209779B2 (en) * 2001-07-17 2007-04-24 Accuimage Diagnostics Corp. Methods and software for retrospectively gating a set of images
US7142703B2 (en) * 2001-07-17 2006-11-28 Cedara Software (Usa) Limited Methods and software for self-gating a set of images
US7006862B2 (en) * 2001-07-17 2006-02-28 Accuimage Diagnostics Corp. Graphical user interfaces and methods for retrospectively gating a set of images
US7042975B2 (en) * 2002-10-25 2006-05-09 Koninklijke Philips Electronics N.V. Four-dimensional helical tomographic scanner
WO2004047029A1 (en) * 2002-11-21 2004-06-03 Philips Intellectual Property & Standards Gmbh Method and apparatus for visualizing a sequence of volume images
US20060153434A1 (en) * 2002-11-29 2006-07-13 Shih-Ping Wang Thick-slice display of medical images
FR2848093B1 (fr) * 2002-12-06 2005-12-30 Ge Med Sys Global Tech Co Llc Procede de detection du cycle cardiaque a partir d'angiogramme de vaisseaux coronaires
GB2397738B (en) † 2003-01-21 2007-08-29 Elekta Ab Computed tomography scanning
JP4062232B2 (ja) 2003-10-20 2008-03-19 株式会社日立製作所 Ｘ線ｃｔ装置及びｘ線ｃｔ装置による撮像方法
US6999550B2 (en) * 2004-02-09 2006-02-14 Ge Medical Systems Global Technology Method and apparatus for obtaining data for reconstructing images of an object
US7366336B2 (en) * 2004-03-09 2008-04-29 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. System to link periodic X-ray images
US7388976B2 (en) * 2004-03-09 2008-06-17 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Time-based system to link periodic X-ray images
US7653226B2 (en) * 2004-04-21 2010-01-26 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Flexible generation of digitally reconstructed radiographs
US20050237336A1 (en) * 2004-04-23 2005-10-27 Jens Guhring Method and system for multi-object volumetric data visualization
US7352370B2 (en) * 2005-06-02 2008-04-01 Accuray Incorporated Four-dimensional volume of interest
JP2007000406A (ja) * 2005-06-24 2007-01-11 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc Ｘ線ｃｔ撮影方法およびｘ線ｃｔ装置
JP4901222B2 (ja) * 2006-01-19 2012-03-21 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 画像表示装置およびｘ線ｃｔ装置
US7983385B2 (en) * 2006-09-29 2011-07-19 Koninklijke Philips Electronics N.V. Fly-by scanning
US7773719B2 (en) * 2007-03-26 2010-08-10 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Model-based heart reconstruction and navigation
DE102007056801A1 (de) * 2007-11-23 2009-06-04 Siemens Ag CT-Gerät und Verfahren zur Spiral-Abtastung eines sich zumindest in einem Teilberich periodisch bewegeneden Untersuchungsobjektes
US8491188B2 (en) * 2008-02-22 2013-07-23 Koninklijke Philips N.V. High-resolution quasi-static setup for X-ray imaging with distributed sources
JP5637653B2 (ja) * 2008-08-18 2014-12-10 株式会社東芝 医用画像処理装置、超音波診断装置、及び医用画像処理プログラム
CN103903303B (zh) * 2012-12-27 2018-01-30 清华大学 三维模型创建方法和设备
JP6719247B2 (ja) * 2016-03-28 2020-07-08 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 放射線断層撮影装置及びその制御プログラム

Family Cites Families (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6154516A (en) * 1998-09-04 2000-11-28 Picker International, Inc. Cardiac CT system
JP3442346B2 (ja) * 2000-06-01 2003-09-02 カナガワ アンド カンパニー株式会社 画像形成装置及びこれを用いた画像の構成方法

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102622775A (zh) * 2012-01-12 2012-08-01 北京理工大学 一种基于模型插值补偿的心脏实时动态重建技术
CN102622775B (zh) * 2012-01-12 2016-03-09 北京理工大学 一种基于模型插值补偿的心脏实时动态重建技术

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Publication number Publication date
JP2001340330A (ja) 2001-12-11
US6426987B2 (en) 2002-07-30
US20010048731A1 (en) 2001-12-06

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