JP2003501179A - 三次元画像表示用の方法及び装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 空間的及び組織の構造の三次元画像が、該構造をマスク用ラン及びコントラスト用ランのために各々横切る際の線の放射の複数角吸収測定を介して、及び操作処理においては上記構造における或る高吸収細目に関し少なくとも部分的区別を生じさせるようにして表示される。特に、上記画像は上記マスク用ラン及びコントラスト用ランの各々において計算される。そして、上記操作処理は該計算の後に実行される。最後に、ボクセルを表示する敷居値が割り当てられる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【技術分野】

本発明は、請求項１の前置部に記載されたようなシステムに関する。

【０００２】

【背景技術】

このような方法は、組織構造に適用するもので、斯様な組織は実際に生きた物
質を表し又は斯かる物質から派生するものである。通常、もっとも限定するもの
ではないが、種々の角度は放射の方向のみの回転運動から生じる。３Ｄ−ＲＸで
の既知の体積再現は、J. Opt. Soc. Am. A6（1984年）、第６１２〜６１９頁のL
.A. Feldkamp他による“実用的円錐ビームアルゴリズム”で最初に公開されたア
ルゴリズムを相当の期間使用した。該手順の幾つかの結果が、Medical Mundi第
４３巻（１９９８年１１月）、第８〜１４頁のJ. Moret他による“３Ｄ回転式血
管撮影法：血管内治療における臨床価値”、及びProc. CAR’98、第１８２〜１
８７頁のR. Kemkers他による“３Ｄ回転式血管撮影法：標準フィリップスＣアー
ムシステムを用いた最初の臨床的応用”に公開されている。これら２つの文献に
おいては、コンピュータトモグラフィから区別されて、高空間解像度が大きなコ
ントラスト差と組み合わされる。使用されるハイパスフィルタは高コントラスト
物体の良好な区別を生じさせ、これにより減算されない回転画像の使用を可能に
している。再現された画像は、コントラスト向上物質により充填された動脈及び
動脈瘤のような細目の良好な視認性を示している。体積表示化技術により、可視
化は利用可能なグレイレベルを最適な態様で算出された高コントラスト構造に割
り当てることができる。該方法には、神経手術及び骨病理学のような種々の医学
部門での応用がある。

【０００３】 しかしながら、既存の存在、即ちプラチナコイル、クリップ及びステント（st
ent）等の治療又は他の目的のために外部的に設けられた物体（以下、“物体”
という）の妨害的存在が、コントラスト充填剤に係る最高密度よりも非常に高い
コントラスト密度の体積を導入することになる。このことは、後者のものを可視
化する場合の選択性を低下させる、時には妨害的コントラスト充填剤と上記個別
物体との間の遷移の鮮明さが標準以下となることを意味する。組織内の他の治療
上の妨害は、動脈瘤及び動脈血管奇形即ちＡＶＭを充填する自己固定型接着剤の
導入であり得る。ここで、該導入された物質は体積的表示を妨害することはない
が、接着剤による意図する血管が充分に充填されているか否かの評価が可視化の
過程で余り見えなくなり得る。

【０００４】 従来の回転式血管撮影法には２つの連続した一連処理（ラン：run）の動作の
間の減算機能が備えられ、一方のランはコントラストのないマスク画像のもので
あり、他方のランはコントラスト画像であって、これらの両者は２Ｄ画像である
。視覚化は上記２つのランのオンザフライ減算により実行され、投影ラン用の導
入されたコントラスト差を即時で生成する。しかしながら、この即時減算は、骨
及び“古い”物体等の多くの事前に存在する特徴的構造を不明瞭にする。正確な
減算自体は、装置の新たに得られた高度の空間的再現性及び時間的安定性により
得られることが分かった。このことは、小数の画像の後では最早既に実行する必
要がない反復校正の必要性をなくした。最後に、上記２つのランのデータの即時
減算は、“背景”画像が最早使用されないことを意味する。

【０００５】 発明者は、上記２つの画像の即時減算は種々の欠点を有していることを認識す
ると共に、先ず３Ｄ画像が算出され、次いで該画像が望ましくない特徴に関して
補償され、その際に表示処理から除外されるようにすることにより、処理の順序
を逆にする可能性を認識した。該補正された手順は、大きさ及び縮尺、視角、並
びに組織の要素、接着剤及び移植物体等の構造内の特徴のある種々の要素間の区
別に関して画像の一層多くの且つ容易な操作を可能にすることが分かった。更に
、前記３Ｄ画像の減算は、或る程度、空間的不一致によるであろう小さな誤りを
消してしまう。

【０００６】 この時点以降、種々の可能性が存在する：

【０００７】 第１の特徴は、３Ｄ画像は、正しい物体操作の評価等のために、血管構造を複
雑にすることなく、高コントラストの物質、即ちＨＣＭのみに基づくものとする
ことができる。

【０００８】 第２に、高コントラスト物質、即ちＨＣＭボクセル（voxel）、は小さなグレ
イ値を得ることができ、結果として血管のみしか重要な領域において広範囲に変
化するグレイ値で表示されない。

【０００９】 ２つの先の結果は、点滅させる、変化させることにより、又は特定のカラー及
び／又はグレイの輪郭で表示させることによる等の時間的に一様でない手順を介
して、合成することができる。

【００１０】 上記ＨＣＭボクセルは、別個の、表面が表示され且つカラーがつけられた体積
として提示することができる。

【００１１】

【発明の開示】

結果として、本発明の目的は、なかでも、ＨＣＭ画像を低吸収画像から分離す
ることにより当該画像の種々の部分の改善された操作を可能にするような改善さ
れた画像化技術を提供することにある。更に、該表示化は過渡的な及び時間的に
一定した特徴の両方を含むことを可能にする。従って、その特徴の１つによれば
、本発明は請求項１の特徴部により特徴付けられる。

【００１２】 本発明の付加的な利点は、以下の通りである。先行技術の即時減算を使用する
場合、各ピクセル領域は別個に減算処理に入る。これにより、マスク画像と、対
応するコントラスト画像との間の僅かなずれであっても、各々の動脈等の間及び
ＨＣＭ要素と非ＨＣＭ要素との間の両方において、遷移の空間的不正確さが生じ
る。特に、骨構造は強調され得、乱れを生じる。本発明の改善された手順は、専
らＨＣＭの遷移でしか斯様な不正確さを生じない。体積決定は、いわば、幾らか
の不正確さを空間内に広げる。

【００１３】 更に、放射検出連鎖部の一定しない高電圧の影響下等での画像強調要因の変動
により、及び単一のコントラスト画像に基づく基準画像の不存在により、本発明
による画像は非線形であり、理想には達していないであろう。最終的な減算され
た画像においては、このことは、ＨＣＭ物体のコントラストと組織によるコント
ラストとが重なり合う場所で、ビーム硬化（beam-hardening）及び飽和等の非線
形エラーを生じる場合がある。使用されるハイパス再現フィルタにより、これは
、３Ｄ再現体積内に他の物体を生じさせ得る。しかしながら、従来技術とは対照
的に、３Ｄ画像を発生した後の減算の新規な手順は、これらの悪い効果を更に増
幅することはない。ＨＣＭの存在は、前記２番目のランにより生じる患者に対し
てのＸ線照射量の増加に鑑み、本新規方法の適用を正当化するであろう。実際に
は、該２番目のランは、単一のランのみの使用に比較して、一層富んだ画像コン
トラストを提供することが分かっている。尚、本明細書で使用される画像の操作
とは、種々のピクセルが実効的に何を意味するかを装置が知ることなしに、画像
表示へ影響を与えることを意味する。

【００１４】 また、本発明は請求項１に記載された方法を実行するよう構成された装置にも
関するものである。本発明の他の有利な特徴は、従属請求項に記載されている。

【００１５】 以下、本発明の、これら及び他の特徴を、好ましい実施例の開示に基づき、特
に添付図面を参照して詳細に説明する。

【００１６】

【発明を実施するための最良の形態】

ここで提示される手順は、元の投影画像が重なり合った特徴としてコントラス
ト差を有し、これら特徴を区別又は分離するとができない場合に、有効且つ有用
である。本発明によれば、面内のような特定の方向で重なっている斯様な情報は
、追加の次元を有する空間構造に画像化するような再現により分離される。識別
可能なボクセルに基づく減算、又は、さもなくば斯様な高次元の空間における操
作が、分離及び認識可能性を処理する。更に、該分離は、いわば、再現画像の修
復をする。

【００１７】 マスク体積画像及びコントラスト体積画像による減算に加えて、充分なコント
ラスト差の存在は、単一の体積画像に対してボクセルレベルでの高コントラスト
差を持つ物体の区分を可能にする。元の２Ｄ画像においては、斯様なことは、投
影のピクセルにおける重なりのために不可能であった。本発明は、２ＤのＸ線画
像から３Ｄの体積画像へ進む際に区分を可能にし、コイル、クリップ、ステント
及び類似の物体等の物体を効果的に区分することができる。

【００１８】 図１は、１９９８年１１月のMedical Mundi、第４２巻、第３版の第８〜１４
頁におけるJ. Moret他による“３Ｄ回転式血管撮影法”なる文献からとられた３
Ｄ血管撮影法の構成を示している。図において、中央組織は幾つかの回転角度で
Ｘ線吸収測定を受け、原理的に、これらの方向の３Ｄ回転は可能である。実際に
は、測定の数は約１００に達するであろう。簡略化のために、支持構造は図示さ
れていない。吸収パターンは、現状技術のピックアップ機構によりピックアップ
され、該検出機構の非線形応答及び糸巻き歪み等の種々の歪みに対して可能且つ
必要な補正がされる。吸収パターンの集合は処理されて、１対の３Ｄデータセッ
ト再現を生成するが、１つは高コントラスト物体のみに関するものであり、１つ
は全体の構造のためのものである。

【００１９】 よりよい教示のため、上記参照文献はコイル、ステント並びに動脈瘤及びＡＶ
Ｍ等の種々の動脈変形の３Ｄ可視化を含んでいる。ここで、コイルは、しばしば
、湾曲した血管及び血管で満たされた空洞内に導入される際に適当な巻線にカー
ルする細いプラチナ線である。ステントは、適当な力で伸張又は短縮され得るワ
イヤ網からなる高度に可撓性のある伸張可能な管状構造である。クリップは、バ
ネ動作を有し、かつ、体液の流れを妨害するために或る血管に対する締め付け効
果を有するような弾性機構である。更に、所謂接着剤を身体血管中に導入するこ
とが行われるようになった。該接着剤は重力の影響で所望の位置に移動し、自然
に固化する。標準的組織よりは幾らか高い吸収を有するが、該接着剤は、通常金
属又は金属合金からなる他の工具よりはかなり少ない吸収度を有する。このこと
は、接着剤体積要素の正しい表示に特別な注意を要する。

【００２０】 最後に、ＨＣＭ物体の及び全体構造の３Ｄ視覚化は、操作により種々の態様の
うちの１つで合成され、次いで合成された３Ｄ視覚化のために使用され、該合成
された３Ｄ視覚化が１以上の適切な視角及び空間的倍率で３Ｄ観察するために使
用されると共に、必要があれば、種々のボクセルの色付け、輝度及び／又は表示
モードを修正することにより更に操作される。

【００２１】 図２は、本発明の順次の処理の画像に基づく概略図である。校正は事前に実行
されているものと理解する。先ず、マスク画像ＡないしＤのランが図１に示され
るような種々の角度で撮られる。次ぎに、コントラスト媒体が適切な方法で組織
血管内に導入された後に、コントラスト画像Ａ’ないしＤ’が同様に種々の角度
で撮られる。上記２つのランの間の時間的距離は、３０秒のように比較的短く、
これにより当該構造の動きを防止する。次ぎに、上記２つのランの三次元画像が
算出されるが、ここでは幾つかの図示されたボクセルの内容を伴う立方体として
表されている。上記マスクのランは画像４０となり、該画像は濃く陰影の付けら
れた正方形として図示されたＨＣＭボクセルと、記号的ドットを有する他のボク
セルとを含んでいる。同様に、前記コントラストのランは画像４２となり、該画
像は濃く陰影を付けられた正方形として図示されたＨＣＭボクセルと、薄く陰影
を付けられたボクセルとして図示されたコントラスト充填されたボクセルと、記
号的ドットを有する他のボクセルとを含んでいる。次ぎに、上記マスク画像は敷
居処理され、物体ボクセル及び空のボクセルのみを持つ画像４４となる。次いで
、合成された画像４２及び４４が操作されて、複合画像４６となるが、該複合画
像は、空白化された（実際に示されたように（減算に相当する））、点滅する、
又は他の操作された態様で表されたＨＣＭボクセルを有し得る。減算が、組織の
構造の残部に対して一層広いグレイ範囲が使用されるのを可能にする限り、画像
４２のドットを付されたボクセルを抑圧するような敷居処理の方が一層正確であ
ろう。それ以外では、グレイ値を表示する既存の範囲を、放射に対する吸収値の
一層狭い範囲に割り当てることができる。図２に関する開示は、血管撮影法を中
心にしている。しかしながら、本方法及び装置は、骨の接合における修正的又は
他の移植の選択的画像操作にも同様に適用することができる。後者の場合、前記
コントラストのランは、しばしば、組織構造へのコントラスト物質の過渡的な導
入なしに行われる。

【００２２】 図３は、本発明における連続した処理のブロック図である。入力端子３６は、
背景走査、即ちマスクのランの測定データを入力する。ブロック２０においては
、種々の吸収データの処理が、一定しない増幅に対する補正を行う等のために単
に実行される。ブロック２２においては、全てのランに関する吸収データの集合
の処理が、糸巻き変形などの補正を行う等のために行われる。斯様な処理は、種
々の測定ランを撮るよりも大幅に低い繰り返しレートでしか供給する必要のない
校正データの助けにより実行される。現在では、通常、数ヶ月に一度の繰り返し
で十分である。平面動的Ｘ線検出器ＦＤＸＤ技術の場合は、上記糸巻きの機能は
、通常、余計である。ブロック２４では、上記の種々の吸収データから、全体の
空間的体積が再現される。ブロック２６においては、この体積構造を更なる補正
のために前置処理することができる。同様にして、入力端子３８は、オペレーシ
ョン走査、即ちコントラストのランの吸収データが入力され、該データは対応す
る方法で処理ブロック２１、２３、２５、２７の順に処理される。ブロック２８
では、上記の２つの空間的体積が減算され、又はそれ以外の操作をされ、それら
に基づく３Ｄ視覚化を可能にする。ブロック３０においては、意図する投影方向
、投影の原点、表示寸法、並びにカラー、点滅及び輝度等の他の表示化パラメー
タを、ユーザの好み及び要求に従って変更することができる。ブロック３２では
、当該画像が適切な表示要素上に表示される。ブロック３４において、該画像は
、記憶、判定信号の導出、並びに更なる使用のために端子３９上に供給される他
の出力のために使用することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】 図１は、３Ｄ血管撮影法の概略構成を示す。

【図２】 図２は、本発明の順次の処理に関する画像に基づく説明図である。

【図３】 図３は、本発明の順次の処理に関するシステム図である。

【符号の説明】

２０、２１…吸収データの処理を行うブロック ２２、２３…全てのランの吸収データの集合の処理を行うブロック ２４、２５…空間的体積を再現するブロック ２６、２７…前置処理するブロック ２８…２つの空間的体積を減算するブロック ３０…表示化パラメータを変更するブロック ３２…表示要素 ３６、３８…入力端子

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁷ 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ａ６１Ｂ 6/00 ３５０Ｓ (72)発明者 ケムカース ゲールド アール オランダ国 5656 アーアー アインドー フェン プロフ ホルストラーン ６ (72)発明者 ハイデン ヨゼフス ダブリュー エム オランダ国 5656 アーアー アインドー フェン プロフ ホルストラーン ６ Ｆターム(参考） 4C093 AA07 CA01 CA04 DA02 EB17 FD09 FF34 FF35 FF43 5B080 AA17 DA06

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 空間的及び組織の構造の三次元（３Ｄ）画像を、前記構造を
   マスク用ラン及びコントラスト用ランのために各々横切る際のＸ線放射の複数角
   度の吸収測定を介して表示する方法であって、操作処理においては前記構造にお
   ける或る高吸収種目に関し少なくとも部分的区別を生じさせるような方法におい
   て、 前記マスク用ラン及び前記コントラスト用ランの各々において前記３Ｄ画像を
   別々に算出し、前記操作処理を該算出の後に実行することを特徴とする方法。
2. 【請求項２】 請求項１に記載の方法において、前記操作処理において３Ｄ
   画像表示の過渡的特徴及び一定した状態の特徴の両方を可能にすることを特徴と
   する方法。
3. 【請求項３】 請求項１に記載の方法において、前記マスク用ラン及び前記
   コントラスト用ランの実行に関する時間間隔と比較して大きな時間間隔で校正用
   ランを実行することを特徴とする方法。
4. 【請求項４】 請求項１に記載の方法において、前記操作処理が３Ｄ環境内
   での識別可能なボクセル間の区分を可能にするために、２Ｄ環境内で実行される
   ことを特徴とする方法。
5. 【請求項５】 空間的及び組織の構造の三次元画像を表示すべく、請求項１
   に記載の方法を実行するように構成された装置であって、前記構造をマスク用ラ
   ン及びコントラスト用ランのために各々横切る際のＸ線用の複数角吸収測定装置
   と、前記三次元画像を算出する計算手段と、前記構造における或る高吸収種目に
   関し少なくとも部分的区別を生じさせるような操作処理を実行する操作手段とを
   有する装置において、 前記操作手段が、前記マスク用ラン及び前記コントラスト用ランの各々におい
   て前記画像の計算を制御するように前記計算手段により情報を供給されるように
   すると共に、前記操作手段が、算出された各三次元画像に関する前記操作処理が
   前記構造から生じるように前記計算手段により情報を供給されるようにすること
   を特徴とする装置。