JP2007097671A - Apparatus and program for image diagnosis support - Google Patents
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Images
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Abstract
Description
本発明は、コンピュータ支援診断(computer-aided diagnosis: CAD)等に代表される画像診断支援装置及び画像診断支援プログラムに関するものであり、特に、悪性腫瘍の組成形態に基づく画像診断支援を行うものである。 The present invention relates to an image diagnosis support apparatus and an image diagnosis support program typified by computer-aided diagnosis (CAD) and the like, and in particular, provides image diagnosis support based on a composition form of a malignant tumor. is there.
コンピュータ支援診断とは、診断における最終判断は医師が行うことを前提として、入力したデジタル画像から検出した病巣候補の位置や、コンピュータを用いて解析した定量的な結果を画像上にわかりやすく提示するものである。この技術は、例えば胸部X線写真や集団検診用CT画像による肺癌の検診、乳癌マンモグラフィの自動スクリーニングシステム、胃癌の検出システムなどに用いられる。 Computer-aided diagnosis is based on the premise that the doctor makes the final decision in the diagnosis, and presents the position of the lesion candidate detected from the input digital image and the quantitative results analyzed using the computer in an easy-to-understand manner. Is. This technique is used, for example, in lung cancer screening using chest X-rays or CT images for mass screening, breast cancer mammography automatic screening systems, gastric cancer detection systems, and the like.
近年、情報処理技術及びX線コンピュータ断層装置に代表される画像診断装置の高解像度化に伴って、コンピュータ支援診断による小型肺癌等の発見が急増している。従来のコンピュータ支援診断では、例えば図18に示す流れで実行され、閾値処理、パターンマッチング、ニューラルネットワーク、フィルタ、陰影の辺縁形状などを用いて、ガンや結節候補領域を自動抽出し、良悪性の判別を行っている。 2. Description of the Related Art In recent years, the discovery of small lung cancer and the like by computer-aided diagnosis has increased rapidly with the increase in resolution of image diagnosis apparatuses typified by information processing techniques and X-ray computed tomography apparatuses. In the conventional computer-aided diagnosis, for example, the flow shown in FIG. 18 is executed. Cancer and nodule candidate regions are automatically extracted using threshold processing, pattern matching, a neural network, a filter, a shadow edge shape, and the like. Is being determined.
また、最近の高解像度の画像データから得られた画像は、ルーペによる病理像とほぼ対応するまでの解像度を有する。この様な高解像度画像をコンピュータ支援診断に利用することで、腫瘤の性状・病変と既存肺構造との関係も詳細に評価でき、また、診断対象の微細構造を鮮明に視認することができる。 Further, an image obtained from recent high-resolution image data has a resolution that substantially corresponds to a pathological image by a loupe. By using such high-resolution images for computer-aided diagnosis, it is possible to evaluate in detail the relationship between the properties and lesions of the tumor and the existing lung structure, and to clearly see the microstructure of the diagnosis target.
しかしながら、従来のコンピュータ支援診断においては、次のような問題がある。すなわち、画像データは、診断対象の微細構造情報(例えば、細気管支、肺胞管、肺胞嚢に関する情報)を可視化し得るまで高解像度であるにも関わらず、これらを積極的に利用したコンピュータ支援診断は存在しない。 However, the conventional computer-aided diagnosis has the following problems. In other words, the image data is a computer that actively uses these in spite of the high resolution until it can visualize the fine structure information (for example, information about bronchiole, alveolar duct, alveolar sac) of the diagnosis object There is no supportive diagnosis.
本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、高解像度の画像データから得られる診断対象の微細構造情報を利用した診断支援が可能な画像診断支援装置、及び画像診断支援プログラムを提供することを目的としている。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and provides an image diagnosis support apparatus and an image diagnosis support program capable of providing diagnosis support using fine structure information of a diagnosis target obtained from high-resolution image data. It is an object.
本発明は、上記目的を達成するため、次のような手段を講じている。 In order to achieve the above object, the present invention takes the following measures.
本発明の第1の視点は、医用画像機器を用いて取得された診断部位に関する画像に基づいて、微細構造における形状の特徴と疾病との関係をパラメータ化し、その数値を算出するパラメータ算出手段と、算出された前記パラメータの数値に基づく判別を実行し、前記診断部位に関する診断支援情報を生成する判別手段と、前記診断部位に関する診断支援情報を所定の形態にて表示する表示手段と、を具備することを特徴とする画像診断支援装置である。 According to a first aspect of the present invention, there is provided a parameter calculation means for parameterizing a relationship between a feature of a shape in a fine structure and a disease based on an image relating to a diagnostic part acquired using a medical imaging device, and calculating a numerical value thereof. A determination unit that executes determination based on the calculated numerical value of the parameter to generate diagnosis support information related to the diagnosis site; and a display unit that displays the diagnosis support information related to the diagnosis site in a predetermined form. This is a diagnostic imaging support apparatus.
本発明の第2の視点は、コンピュータに、医用画像機器を用いて取得された診断部位に関する画像に基づいて、微細構造における形状の特徴と疾病との関係をパラメータ化し、その数値を算出させるパラメータ算出機能と、算出された前記パラメータの数値に基づく判別を実行し、前記診断部位に関する診断支援情報を生成させる判別機能と、前記診断部位に関する診断支援情報を所定の形態にて表示させる表示機能と、を実現させることを特徴とする画像診断支援プログラムである。 A second aspect of the present invention is a parameter that causes a computer to parameterize a relationship between a feature of a shape in a fine structure and a disease based on an image relating to a diagnostic site acquired using a medical imaging device, and to calculate the numerical value thereof. A calculation function, a determination function that executes determination based on the calculated numerical value of the parameter, and generates diagnosis support information related to the diagnosis part; and a display function that displays diagnosis support information related to the diagnosis part in a predetermined form; Is a diagnostic imaging support program characterized by realizing the above.
以上本発明によれば、高解像度の画像データから得られる診断対象の微細構造情報を利用した診断支援が可能な画像診断支援装置、及び画像診断支援プログラムを実現することができる。 As described above, according to the present invention, it is possible to realize an image diagnosis support apparatus and an image diagnosis support program capable of providing diagnosis support using the fine structure information of a diagnosis target obtained from high resolution image data.
以下、本発明の第1実施形態乃至第3実施形態を図面に従って説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。 Hereinafter, first to third embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. In the following description, components having substantially the same function and configuration are denoted by the same reference numerals, and redundant description will be given only when necessary.
(第1実施形態)
図1は、本実施形態に係る画像処理装置1のブロック構成図を示している。同図に示すように、本画像処理装置1は、操作部10、表示部12、送受信部14、制御部16、記憶部18、画像生成部20、前処理部22、候補領域抽出部24、パラメータ抽出部26、判別部28を具備している。
(First embodiment)
FIG. 1 is a block diagram of an image processing apparatus 1 according to this embodiment. As shown in the figure, the image processing apparatus 1 includes an
操作部10は、操作者からの各種指示、条件、等を当該装置1にとりこむためのトラックボール、各種スイッチ、マウス、キーボード等を有している。
The
表示部12は、画像、レポート入力画面、所定の操作を行うための入力画面、本画像診断支援装置において実行される判別の結果(後述)等を所定の形態にて表示する。
The
送受信部14は、ネットワークを介して、他の装置やデータベースと診断に利用可能な情報の送受信を行う。
The transmission /
制御部16は、当該画像診断支援装置を構成する各ユニットを動的又は静的に制御する。特に、制御部16は、後述する微細構造情報を用いた診断支援機能において、表示部12、画像生成部20、前処理部22、候補領域抽出部24、パラメータ抽出部26、判別部28等を統括的に制御する。
The
記憶部18は、各種医療用画像機器(例えば、X線コンピュータ断層撮影装置、磁気共鳴イメージング装置、超音波診断装置、核医学診断装置、X線診断装置、マンモグラフィ等)によって取得された画像、微細構造情報を用いた診断支援機能を実行するためのプログラム、判別処理に用いられる参照画像データ等を記憶する。
The
画像生成部20は、各種医療用画像機器によって取得された画像に対し、操作部2から入力される読影医師等の指示に基づいて、診断目的に応じた所定の画像処理を施す。この画像生成部20での画像処理により、画像診断に用いられる画像(診断画像)が生成される。
The
前処理部22は、閾値処理によって診断画像の画素値等を二値化し、ラベリング処理をする。また、前処理部22は、ラベリング処理が施された診断画像から、骨の画素値を用いて左右の肺を抽出する。さらに、前処理部22は、ノイズを除去するために、診断画像に対してメディアンフィルタ等によるフィルタ処理を行う。 The preprocessing unit 22 binarizes the pixel values and the like of the diagnostic image by threshold processing and performs labeling processing. In addition, the preprocessing unit 22 extracts the left and right lungs from the diagnostic image on which the labeling process has been performed, using bone pixel values. Further, the preprocessing unit 22 performs a filtering process using a median filter or the like on the diagnostic image in order to remove noise.
候補領域抽出部24は、閾値処理又はパターンマッチングにより、肺野領域、異常陰影の候補領域等を抽出する。
The candidate
パラメータ抽出部26は、抽出された異常陰影の候補領域内の微細構造における形状の特徴と疾病との関係を表すパラメータを数値化して計算する。
The
判別部28は、パラメータ抽出部26によって抽出されたパラメータ値に基づいて、癌の発生部位、癌の発育様式等を判別する。
Based on the parameter value extracted by the
(微細構造情報を用いた診断支援機能)
次に、本画像診断支援装置1が有する、微細構造情報を用いた診断支援機能について説明する。この機能は、発生機序(発生過程の仕組み)に起因する微細構造における形状の特徴と疾病との関係をパラメータ化し、その数値に基づいて診断対象における疾病発生部位、疾病の細胞型分類を判別するものである。なお、以下本実施形態においては、説明を具体的にするため、X線コンピュータ断層撮影装置によって取得された画像データを用いて、肺領域を診断支援する場合を例とする。
(Diagnosis support function using fine structure information)
Next, a diagnosis support function using the fine structure information of the image diagnosis support apparatus 1 will be described. This function parameterizes the relationship between the feature of the shape in the microstructure resulting from the occurrence mechanism (the mechanism of the development process) and the disease, and based on the numerical value, determines the disease occurrence site and the cell type classification of the disease in the diagnosis target To do. In the following, in the present embodiment, for the sake of specific explanation, a case in which diagnosis of a lung region is supported using image data acquired by an X-ray computed tomography apparatus is taken as an example.
図2は、微細構造情報を用いた診断支援機能に従う処理(微細構造情報を用いた診断支援処理)の流れを示したフローチャートである。同図に示すように、当該診断支援処理は、大きく高精細画像生成過程、異常陰影の候補領域抽出過程、パラメータ抽出過程、発生肺野部位/発生様式の判別過程、判別結果の表示過程に分けることができる。以下、各過程の内容について説明する。 FIG. 2 is a flowchart showing a flow of processing according to the diagnosis support function using the fine structure information (diagnosis support processing using the fine structure information). As shown in the figure, the diagnosis support processing is roughly divided into a high-definition image generation process, an abnormal shadow candidate region extraction process, a parameter extraction process, a generated lung field region / generation pattern determination process, and a determination result display process. be able to. Hereinafter, the contents of each process will be described.
[高精細画像生成過程:ステップS1]
まず、X線コンピュータ断層撮影装置によって取得された画像データに基づいて、高精細画像が生成される(ステップS1)。特に、μmオーダーの分解能を持つ高精細画像を生成するためのデータを取得する場合には、被検体の呼吸や心臓の動きによるモーションアーチファクトが発生する。近年のマルチディテクタCTでは肺野の撮像時間が短い。そのため、呼吸を原因とするものについては、短時間の息止めを行えばよく、体動を十分無視することができる。一方、心臓の動きによって生じるモーションアーチファクトは,拡張期後半に再構成の中心を一致させることで、モーションアーチファクトの少ない画像を得ることができる。
[High-definition image generation process: Step S1]
First, a high-definition image is generated based on image data acquired by an X-ray computed tomography apparatus (step S1). In particular, when acquiring data for generating a high-definition image having a resolution on the order of μm, motion artifacts due to breathing of the subject and heart motion occur. In recent multi-detector CT, the imaging time of the lung field is short. Therefore, for breathing causes, it is sufficient to hold the breath for a short time, and body movement can be sufficiently ignored. On the other hand, motion artifacts caused by the motion of the heart can obtain an image with little motion artifacts by matching the centers of reconstruction in the second half of the diastole.
また、モーションアーチファクト削減のために心電同期画像再構成法を行う場合には、ハーフ再構成法とマルチセクタ再構成法を用いることができる。ハーフ再構成法は、240度(180度+ファン角度60度)のデータを使用し、再構成を行うものであり、ヘリカル補間に比べて拡張末期像は静止像に近く、モーションアーチファクトが少ない。一方、マルチセクタ再構成法は、ヘリカルスキャンと心電図のデータ収集を各々独立して行い、再構成の際に異なる心周期と異なる検出器列から同一心時相に当たるが異なるビュー角度のデータのみ抽出し、線形補間を行い、従来のハーフ再構成アルゴリズムによって画像を再構成するものである。 In addition, when the electrocardiogram synchronized image reconstruction method is used to reduce motion artifacts, a half reconstruction method and a multi-sector reconstruction method can be used. The half reconstruction method uses 240 degrees (180 degrees + fan angle 60 degrees) data to perform reconstruction. Compared to helical interpolation, the end diastole image is closer to a still image and has fewer motion artifacts. On the other hand, the multi-sector reconstruction method independently collects helical scan and electrocardiogram data, and extracts only data of different view angles that fall in the same cardiac time phase from different detector cycles and different detector rows during reconstruction. Then, linear interpolation is performed, and an image is reconstructed by a conventional half reconstruction algorithm.
これらの方法を用いることで、高精細画像生成において問題となるモーションアーチファクトを削減することが出来る。 By using these methods, it is possible to reduce motion artifacts that are problematic in high-definition image generation.
[異常陰影の候補領域抽出過程:ステップS2〜S4]
次に、CT値に基づいて閾値処理によって2値化、ラベリング処理を行い、得られた領域から骨のCT値を用いて左右の肺(肺野領域)を抽出する。また、抽出した肺野領域に対し、ノイズを除去するためにメディアンフィルタをかける(ステップS2)。
[Abnormal Shadow Candidate Area Extraction Process: Steps S2 to S4]
Next, binarization and labeling are performed by threshold processing based on the CT value, and the left and right lungs (lung field region) are extracted from the obtained region using the CT value of the bone. Further, a median filter is applied to the extracted lung field region in order to remove noise (step S2).
次に、前処理後の肺野領域のボリュームデータに対して、m×m×m画素サイズの大きさのマスク領域をとり、肺野内での高CT値を持つ体積を計測し、その体積がある閾値以上であれば異常陰影の候補領域として抽出する(ステップS3、ステップS4)。 Next, for the volume data of the pre-processed lung field area, take a mask area with a size of m × m × m pixel size, measure the volume with high CT value in the lung field, and the volume is If it is above a certain threshold, it is extracted as an abnormal shadow candidate region (steps S3 and S4).
なお、異常陰影の候補領域の他の抽出方法として、肺野領域抽出の前処理を行ったボリュームデータに対して、m×m×m画素サイズの大きさのマスク領域をとり、あらかじめ準備しておいた、複数の腫瘍リファレンスボリュームとパターンマッチングを行い、相関値がある閾値以上であれば、異常陰影の候補領域として抽出するようにしてもよい。 As another method for extracting abnormal shadow candidate regions, a mask region of m × m × m pixel size is taken and prepared in advance for volume data that has been preprocessed for lung field region extraction. In addition, pattern matching with a plurality of tumor reference volumes may be performed, and if the correlation value is equal to or greater than a certain threshold value, it may be extracted as a candidate region for an abnormal shadow.
[パラメータ抽出過程:ステップS5]
次に、異常陰影の候補領域内の微細構造における形状の特徴と疾病との関係をパラメータ化(パラメータ抽出)し、その数値を計算する(ステップS5)。
[Parameter extraction process: step S5]
Next, the relationship between the feature of the shape and the disease in the fine structure in the abnormal shadow candidate region is parameterized (parameter extraction), and the numerical value is calculated (step S5).
図3は、パラメータ抽出過程において実行される処理の流れを示した図である。同図に示すように、まず、候補領域内の気管支、細気管支、肺胞管をトレースする。すなわち、閾値を用いて領域内を2値化し、細線処理を施し、トレース線tを得る(ステップS51)。 FIG. 3 is a diagram showing a flow of processing executed in the parameter extraction process. As shown in the figure, first, the bronchi, bronchiole, and alveolar duct in the candidate area are traced. That is, the region is binarized using a threshold value, and fine line processing is performed to obtain a trace line t (step S51).
次に、各ボクセル値を、空気0を基準とした値dに変換する(ステップS52)。この変換は、例えば図4に示すCT値に従って実行される。 Next, each voxel value is converted to a value d based on air 0 (step S52). This conversion is performed according to the CT value shown in FIG. 4, for example.
次に、各ボクセルとトレース線tからの距離lを計算する(ステップS53)。なお、解剖学的見地から、細気管支上皮からトレース線までの距離値と、肺胞上皮からトレース線までの距離値とでは、細気管支上皮からの距離値の方が大きい値になることが解っている。 Next, the distance l from each voxel and the trace line t is calculated (step S53). From the anatomical point of view, it is understood that the distance value from the bronchiole epithelium is larger in the distance value from the bronchiole epithelium to the trace line and the distance value from the alveolar epithelium to the trace line. ing.
次に、d*l及びd*tの平均値を計算する(ステップS54)。このとき、d*lの平均値は、各画素のd*lを求め、n×n×n ボクセル内のd*lの平均を求めることで得られる。 Next, the average value of d * l and d * t is calculated (step S54). At this time, the average value of d * l is obtained by calculating d * l of each pixel and calculating the average of d * l in n × n × n voxels.
[発生肺野部位/発生様式の判別過程:ステップS6]
次に、パラメータ抽出部26によって抽出されたパラメータ値に基づいて、癌の発生肺野部位、癌の発育様式等を判別する(ステップS6)。本手法では、健常者の終末細気管支の直径がおよそ500μm、肺胞の直径200−300μmであるという解剖学的な特徴を用いて判別を行う。
[Distinction process of lung region / generation pattern: step S6]
Next, based on the parameter value extracted by the
図5は、癌の発生部位、癌の発育様式等の判別過程において実行される処理の流れを示した図である。同図に示すように、まず、ステップS5において計算された平均値を用いて閾値を設定し、終末細気管支の小型腺癌か肺胞領域の小型腺癌かであるかを判別する(ステップS61)。 FIG. 5 is a diagram showing a flow of processing executed in a discrimination process such as a cancer occurrence site and a cancer growth mode. As shown in the figure, first, a threshold is set using the average value calculated in step S5, and it is determined whether it is a small adenocarcinoma of the terminal bronchiole or a small adenocarcinoma of the alveolar region (step S61). ).
次に、肺胞領域の微細構造を周波数解析することによって発育様式を判別する(ステップS62)。 Next, the growth mode is determined by frequency analysis of the fine structure of the alveolar region (step S62).
図6は、肺抹消部位の置換型発育の腫瘍を示した図であり、図7は、肺抹消部位の非置換型発育の腫瘍を示した図である。図6と図7とを比較するとわかるように、肺末梢部ではエッジに差がでる。したがって、高次の波長である一定値以上の振幅値を持つ場合には置換型発育、また一定値以下の振幅幅の場合には、非置換型発育と判別することが出来る。 FIG. 6 is a diagram showing a replacement-grown tumor at the lung peripheral site, and FIG. 7 is a diagram showing a non-substituted growth tumor at the lung peripheral site. As can be seen from a comparison between FIG. 6 and FIG. Therefore, it can be determined that the growth is a replacement type when the amplitude value is higher than a certain value, which is a higher-order wavelength, and the non-replacement type growth when the amplitude width is a certain value or less.
なお、CT値を用いた閾値処理によっても肺胞領域の発育様式を判別することができる。すなわち、図6に示すような置換型発育では肺胞上皮に腫瘍細胞があり、それ以外の部分には空気が充填されている。空気のCT値はおよそ-1000H.U.である。一方、図7に示した非置換型発育では肺胞上皮から内部まで腫瘍細胞で充填されており、その値はおよそ50H.U.程度である。従って、CT値に関するヒストグラムを作成し、n×n×nボクセル内での積算ボクセル値あるいは平均ボクセル値がある閾値幅となる場合には置換型発育、ある閾値以上となる場合には非置換型発育の腫瘍であると判別することができる。なお、健常者の肺の場合には、腫瘍部分がないためほぼ全領域が空気となる。従って、同領域内での積算ボクセル値あるいは平均ボクセル値は、ある閾値以下となる。 Note that the growth pattern of the alveolar region can also be determined by threshold processing using CT values. That is, in substitutional growth as shown in FIG. 6, tumor cells are present in the alveolar epithelium, and other portions are filled with air. The CT value of air is approximately -1000H.U. On the other hand, in the non-substitution type growth shown in FIG. 7, the cells are filled with tumor cells from the alveolar epithelium to the inside, and the value is about 50 HU. Therefore, a histogram related to the CT value is created, and if the accumulated voxel value or the average voxel value in the n × n × n voxel has a certain threshold width, it is a replacement type growth, and if it exceeds a certain threshold value, the non-replacement type It can be identified as a developing tumor. In the case of the lungs of a healthy person, since there is no tumor portion, almost the entire area is air. Therefore, the integrated voxel value or the average voxel value in the same region is below a certain threshold value.
ところで、置換型発育において空気の部分に粘液が充填した場合、非置換型発育によく似た画像になるため、ステップS62において、置換型発育であっても非置換型発育と判別される可能性がある。本診断支援処理では、この様な判別ミスを防止するため、ステップS62とは異なる次の手法により、発育様式の判別を行う(ステップS63)。 By the way, when the mucus is filled in the air portion in the replacement type growth, the image looks very similar to the non-substitution type growth. Therefore, in step S62, even the substitution type growth may be determined as the non-substitution type growth. There is. In this diagnosis support process, in order to prevent such a determination error, the growth style is determined by the following method different from step S62 (step S63).
すなわち、置換型と非置換型とでは、肺胞領域における粘膜の充填過程に違いがある。置換型発育では図8に示すように粘液が肺胞領域全体に充填するのに対し、非置換型発育では図9に示すように肺胞上皮部分から内部に徐々に充填していくため、内部に一部空気を含んでいる。本ステップでは、この組織的差異に着目して、候補領域を二値化し、空気とエッジとの距離を距離変換によって求め、算出された距離値を閾値処理する。これにより、置換型発育において空気の部分に粘液が充填した場合であっても、置換型発育と判別することができる。 That is, there is a difference in the filling process of the mucous membrane in the alveolar region between the substituted type and the non-substituted type. In substitutional growth, mucus fills the entire alveolar region as shown in FIG. 8, whereas in non-substitutional growth, the alveolar epithelium gradually fills into the interior as shown in FIG. Contains some air. In this step, paying attention to this organizational difference, the candidate region is binarized, the distance between the air and the edge is obtained by distance conversion, and the calculated distance value is thresholded. Thereby, even if it is a case where mucus is filled in the air part in substitutional growth, it can be determined as substitutional growth.
[判別結果の表示過程:ステップS7]
以上述べた各処理によって得られる判別結果は、所定の形態にて表示される(ステップS7)。
[Distinction Result Display Process: Step S7]
The discrimination results obtained by the processes described above are displayed in a predetermined form (step S7).
図10は、判別過程において得られた判別結果の表示例を示した図である。同図に示すように、表示部12は、候補領域、候補領域内で判別に用いた領域をそれぞれ異なる色彩で囲んで表示する。また、判別に用いた領域をクリックすると微細構造の高精彩画像の拡大画像(例えば、微細構造のボリュームレンダリング像)が表示される。さらに、ステップS6において、発生肺野部位と判別された領域は発生部位候補として、また、置換型発育又は非置換型発育のいずれかが細胞型分類候補として、所定の形態で表示される。
FIG. 10 is a diagram showing a display example of the discrimination result obtained in the discrimination process. As shown in the figure, the
なお、本診断支援処理において用いられる各閾値は、手動で変えることができる。この閾値の変更に伴って変化する判別結果は、随時閾値と共に表示部12に表示される。また、これらの結果と共に、解析に用いられたヒストグラム、周波数分布、閾値等も表示される。さらに、表示される肺野領域候補及び発育形態候補の文字をクリックすることで、当該画像診断支援装置とネットワークを介して接続されている肺ガンデータベースにアクセスすることができ、該当する資料を例えば別ウィンドウにて閲覧することができる。
Each threshold value used in the diagnosis support process can be changed manually. The discrimination result that changes as the threshold value is changed is displayed on the
以上述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。 According to the configuration described above, the following effects can be obtained.
本画像診断支援装置によれば、高解像度の画像データから得られた診断画像において、発生機序に起因する微細構造における形状の特徴と疾病との関係をパラメータ化し、その数値に基づいて診断対象における疾病発生部位、疾病の細胞型分類を判別する。従って、肺癌診断において、終末細気管支の小型腺癌か肺胞領域の小型腺癌か、及び置換型発育か非置換型の発育かを判別することができる。その結果、新たな診断情報の提供に寄与することができ、例えば、術式、術後予測、抗がん剤の選択を支援することができる。 According to this diagnostic imaging support apparatus, in a diagnostic image obtained from high-resolution image data, the relationship between the feature of the shape in the fine structure resulting from the occurrence mechanism and the disease is parameterized, and the diagnosis target is based on the numerical value. The disease occurrence site and the cell type classification of the disease are determined. Therefore, in lung cancer diagnosis, it is possible to determine whether a small adenocarcinoma of the terminal bronchiole or a small adenocarcinoma of the alveolar region, and whether the growth is a replacement type or a non-substitution type. As a result, it is possible to contribute to provision of new diagnostic information, and for example, it is possible to support the selection of an operation method, a postoperative prediction, and an anticancer agent.
また、本画像診断支援装置によれは、空気とエッジとの距離を距離変換によって求め、算出された距離値を閾値処理すること、発育様式の判別を行う。従って、非置換型発育と判別しにくい置換型発育を、高精度で区別することができる。 Further, according to the image diagnosis support apparatus, the distance between the air and the edge is obtained by distance conversion, the calculated distance value is subjected to threshold processing, and the growth style is determined. Therefore, substitutional growth that is difficult to distinguish from non-substitutional growth can be distinguished with high accuracy.
さらに、本画像診断支援装置によれば、判別結果を発生部位候補、細胞型分類候補として所定の形態にて表示する。また、これらの結果と共に、解析に用いられたヒストグラム、周波数分布、閾値等も表示される。さらに、肺野領域候補及び発育形態候補の文字をクリックすることで、リンクされた肺ガンデータベースにアクセスすることができる。従って、観察者は、診断支援処理の結果を容易に視認・理解することができ、術式、術後予測、抗がん剤の選択に役立てることができる。 Furthermore, according to this image diagnosis support apparatus, the discrimination result is displayed in a predetermined form as an occurrence site candidate and a cell type classification candidate. Along with these results, a histogram, frequency distribution, threshold value, etc. used for the analysis are also displayed. Furthermore, the linked lung cancer database can be accessed by clicking the characters of the lung field region candidate and the growth form candidate. Therefore, the observer can easily visually recognize and understand the result of the diagnosis support process, and can use it for selection of an operation method, a postoperative prediction, and an anticancer agent.
(第2の実施形態)
次に、本発明の第2の実施形態について説明する。本実施形態は、既述の微細構造情報を用いた診断支援処理を乳房撮像装置から得られる高解像度の画像データに適用し、乳房の病理組織分類を行うものである。一般に、乳房の病理組織分類においては、乳管内進展傾向と癌遺残の起こりやすさ、癌細胞の悪性度、放射線感受性などに関連して、組織亜型の種類が判別される。この判別により、組織亜型を図11、図12に示すようにcomedo type と non-comedo typeとに分類することができる。
(Second Embodiment)
Next, a second embodiment of the present invention will be described. In the present embodiment, the diagnosis support processing using the fine structure information described above is applied to high-resolution image data obtained from a breast imaging apparatus, and the pathological tissue classification of the breast is performed. In general, in the classification of the histopathological tissue of the breast, the type of tissue subtype is determined in relation to the tendency of intraductal progression and the likelihood of cancer residue, the malignancy of cancer cells, radiosensitivity, and the like. By this discrimination, the tissue subtype can be classified into comedo type and non-comedo type as shown in FIGS.
図13は、本実施形態に係る微細構造情報を用いた診断支援処理の流れを示したフローチャートである。同図に示すように、本実施形態に係る診断支援処理は、第1の実施形態と同様に高精細画像生成過程、異常陰影の候補領域抽出過程、パラメータ抽出過程、判別過程、判別結果の表示過程に分けることができる。以下、各過程の内容について説明する。 FIG. 13 is a flowchart showing a flow of diagnosis support processing using the fine structure information according to the present embodiment. As shown in the figure, the diagnosis support processing according to the present embodiment is similar to the first embodiment in that a high-definition image generation process, abnormal shadow candidate area extraction process, parameter extraction process, discrimination process, and discrimination result display are displayed. It can be divided into processes. Hereinafter, the contents of each process will be described.
[高精細画像生成過程:ステップS21]
乳房撮像装置によって取得された画像データに基づいて、高精細画像が生成される(ステップS21)。
[High-definition image generation process: Step S21]
A high-definition image is generated based on the image data acquired by the breast imaging apparatus (step S21).
[異常陰影の候補領域抽出過程:ステップS22]
次に、例えば図14、図15に示すような乳房の高解像度画像上で、腫瘤・石灰化・構築の乱れ等,画像上の気になる領域(異常陰影の候補領域)を選択(抽出)する。この選択は、従来の悪性度の高いと予測される箇所を提示するCADの結果に従って実行されるか、又は読影医師等のマニュアル操作によって実行される。
[Abnormal Shadow Candidate Area Extraction Process: Step S22]
Next, on the high-resolution image of the breast as shown in FIGS. 14 and 15, for example, select (extract) an area of interest (candidate area of abnormal shadow) on the image, such as a mass, calcification, or disorder of the structure. To do. This selection is executed according to the result of CAD that presents a portion that is predicted to have a high degree of malignancy, or is performed manually by an interpretation doctor or the like.
[パラメータ抽出過程:ステップS23、S24]
次に、抽出された領域に対してフーリエ変換処理を施し、当該抽出された領域のフーリエ変換画像を生成する。また、comedo typeの参照画像とnon-comedo typeの参照画像に対してフーリエ変換処理を施し、各参照画像のフーリエ変換画像を生成する(ステップS23)。なお、参照画像のX方向、Y方向サイズは、抽出された領域にあわせられる。
[Parameter extraction process: steps S23 and S24]
Next, a Fourier transform process is performed on the extracted region, and a Fourier transform image of the extracted region is generated. Further, Fourier transform processing is performed on the comedo type reference image and the non-comedo type reference image to generate a Fourier transform image of each reference image (step S23). Note that the X-direction and Y-direction sizes of the reference image are adjusted to the extracted area.
次に、領域のフーリエ変換画像と各参照画像のフーリエ変換画像との間の相関値を計算する(ステップS24)。 Next, a correlation value between the Fourier transform image of the region and the Fourier transform image of each reference image is calculated (step S24).
[判別過程:ステップS25、S26]
次に、パラメータ抽出過程において計算された相関値のうち高い値に対応するtypeを抽出された領域の組織亜型(comedo or non-comedo)と判別する。
[Distinction process: steps S25, S26]
Next, a type corresponding to a high value among the correlation values calculated in the parameter extraction process is determined as a tissue subtype (comedo or non-comedo) of the extracted region.
図11に示したように、comedo typeでは周波数空間(k-空間)における低域が高域よりも著しく多い。一方、図12に示したように、non-comedo typeでは周波数空間 (k-空間)における低域よりも高域が著しく多くなる。従って、抽出された領域の組織亜型は、相関値の高い方の周波数分布に類似することになる。 As shown in FIG. 11, in the comedo type, the low frequency in the frequency space (k-space) is significantly higher than the high frequency. On the other hand, as shown in FIG. 12, in the non-comedo type, the high frequency is significantly higher than the low frequency in the frequency space (k-space). Therefore, the tissue subtype of the extracted region is similar to the frequency distribution with the higher correlation value.
[判別結果の表示過程:ステップS27]
以上述べた各処理によって得られる判別結果は、例えば図10に類似する形態にて表示される(ステップS27)。
[Distinction Result Display Process: Step S27]
The discrimination results obtained by the processes described above are displayed in a form similar to that shown in FIG. 10, for example (step S27).
以上述べた構成によれば、乳癌診断においても、第1の実施形態と同様の効果を得ることができる。すなわち、高解像度の画像データから得られた診断画像において、診断対象の微細構造における形状の特徴と疾病との関係を表すパラメータを数値化し、これに基づいて乳房の組織亜型を自動判別することができる。その結果、新たな診断情報の提供に寄与することができ、例えば、術式、術後予測、抗がん剤の選択を支援することができる。 According to the configuration described above, effects similar to those of the first embodiment can be obtained also in breast cancer diagnosis. That is, in a diagnostic image obtained from high-resolution image data, a parameter representing the relationship between the feature of the shape of the microstructure to be diagnosed and the disease is quantified, and based on this, the breast tissue subtype is automatically determined. Can do. As a result, it is possible to contribute to provision of new diagnostic information, and for example, it is possible to support the selection of an operation method, a postoperative prediction, and an anticancer agent.
(第3の実施形態)
次に、本発明の第3の実施形態について説明する。本実施形態は、既述の微細構造情報を用いた診断支援処理を乳房撮像装置から得られる高解像度の画像データに適用し、乳癌の組織形態を判別するものである。乳癌の種類は、非浸潤癌の発生点の局在と組織形態から、非浸潤性乳管癌(noninvasive duCTal carcinoma, duCTal carcinoma in situ; DCIS)と非浸潤性小葉癌(noninvasive lobular carcinoma, lobular carcinoma in situ; LCIS)との2つに大別できる。非浸潤性乳管癌は、図16(a)に示すように、乳管系の上皮層に発生し乳管内を側方に進展するものである。一方、非浸潤性小葉癌は、図16(b)に示すように、小葉の終末腺胞の上皮層から発生し小葉内腺胞を充満するものである。また、乳がんの微細石灰化は,乳管内で増殖する癌の変性物質や乳管内での分泌物の一部とカルシウムとが反応して結晶化したものである.
図17は、本実施形態に係る微細構造情報を用いた診断支援処理の流れを示したフローチャートである。同図に示すように、本実施形態に係る診断支援処理は、第1の実施形態と同様に高精細画像生成過程、異常陰影の候補領域抽出過程、パラメータ抽出過程、判別過程、判別結果表示過程に分けることができる。以下、各過程の内容について説明する。
(Third embodiment)
Next, a third embodiment of the present invention will be described. In the present embodiment, the diagnosis support process using the fine structure information described above is applied to high-resolution image data obtained from a breast imaging apparatus, and the tissue morphology of breast cancer is determined. The types of breast cancer are non-invasive duCTal carcinoma, duCTal carcinoma in situ (DCIS) and noninvasive lobular carcinoma, lobular carcinoma. in situ; LCIS). As shown in FIG. 16 (a), non-invasive ductal carcinoma occurs in the epithelial layer of the ductal system and progresses laterally in the duct. On the other hand, as shown in FIG. 16 (b), non-invasive lobular carcinoma arises from the epithelial layer of the terminal gland of the lobule and fills the lobular gland. In addition, microcalcification of breast cancer is caused by the reaction of calcium with a denatured substance of cancer that grows in the breast duct and a part of secretion in the breast duct.
FIG. 17 is a flowchart showing a flow of diagnosis support processing using the fine structure information according to the present embodiment. As shown in the figure, the diagnosis support processing according to the present embodiment includes a high-definition image generation process, an abnormal shadow candidate area extraction process, a parameter extraction process, a discrimination process, and a discrimination result display process, as in the first embodiment. Can be divided into Hereinafter, the contents of each process will be described.
[高精細画像生成過程:ステップS31]
乳房撮像装置によって取得された画像データに基づいて、高精細画像が生成される(ステップS31)。
[High-definition image generation process: Step S31]
A high-definition image is generated based on the image data acquired by the mammography device (step S31).
[異常陰影の候補領域抽出過程:ステップS32]
次に、生成された乳房の高解像度画像上で,腫瘤・石灰化・構築の乱れ等,画像上の気になる領域(異常陰影の候補領域)を選択(抽出)する。この選択は、従来の悪性度の高いと予測される箇所を提示するCADの結果に従って実行されるか、又は読影医師等のマニュアル操作によって実行される。
[Abnormal Shadow Candidate Area Extraction Process: Step S32]
Next, on the generated high-resolution image of the breast, an area of interest (candidate area of an abnormal shadow) on the image, such as a tumor, calcification, or disorder of construction, is selected (extracted). This selection is executed according to the result of CAD that presents a portion that is predicted to have a high degree of malignancy, or is performed manually by an interpretation doctor or the like.
[パラメータ抽出過程:ステップS33、S34、S35、S36]
次に、選択された領域内の石灰化領域を region growing algorithm などの手法を用いてセグメンテーションする(ステップS33)。セグメンテーションされた腫瘤・石灰化・構築の乱れ領域の画素値を重みとして,重心位置を算出する(ステップS34)。また、重心位置から,ε degree (εは例えば0-180) 毎にエッジまでの距離を算出し(ステップS35)、各距離の分散値を微細構造における形状の特徴と疾病との関係を示すパラメータとしてその値を計算する(ステップS36)。
[Parameter extraction process: steps S33, S34, S35, S36]
Next, the calcified region in the selected region is segmented using a technique such as a region growing algorithm (step S33). The center-of-gravity position is calculated using the segmented tumor / calcification / construction disorder region pixel values as weights (step S34). In addition, the distance to the edge is calculated for each ε degree (ε is 0-180, for example) from the position of the center of gravity (step S35), and the dispersion value of each distance is a parameter indicating the relationship between the feature of the shape in the fine structure and the disease. And its value is calculated (step S36).
[判別過程:ステップS37、S38]
次に、パラメータ抽出過程において計算された分散値に基づいて、乳癌の種類を判別する(ステップS37)。この判別は、例えば次の基準に従って行われる。
[Determination process: Steps S37 and S38]
Next, the type of breast cancer is determined based on the variance value calculated in the parameter extraction process (step S37). This determination is performed according to the following criteria, for example.
・非浸潤性乳管癌では,分散値が非常に大きい.
・非浸潤性小葉癌では,分散値がある程度の幅でおさまる.
・分散値の閾値を決めておき,乳管癌か小葉癌かを判別する.
[判別結果の表示過程:ステップS37]
以上述べた各処理によって得られる判別結果は、例えば図10に類似する形態にて表示される(ステップS37)。
• The variance is very large in noninvasive ductal carcinoma.
・ In non-invasive lobular carcinoma, the variance value falls within a certain range.
・ Determine the threshold value of the variance value to determine whether it is breast cancer or lobular cancer.
[Distinction Result Display Process: Step S37]
The discrimination results obtained by the above-described processes are displayed in a form similar to, for example, FIG. 10 (step S37).
以上述べた構成によれば、乳癌診断においても、第1の実施形態と同様の効果を得ることができる。すなわち、高解像度の画像データから得られた診断画像において、診断対象の微細構造における形状の特徴と疾病との関係を表すパラメータを数値化し、これに基づいて乳癌の組織形態を自動判別することができる。その結果、新たな診断情報の提供に寄与することができ、例えば、術式、術後予測、抗がん剤の選択を支援することができる。 According to the configuration described above, effects similar to those of the first embodiment can be obtained also in breast cancer diagnosis. That is, in a diagnostic image obtained from high-resolution image data, a parameter representing the relationship between a feature of a shape in a fine structure to be diagnosed and a disease is quantified, and based on this, a tissue form of breast cancer can be automatically determined. it can. As a result, it is possible to contribute to provision of new diagnostic information, and for example, it is possible to support the selection of an operation method, a postoperative prediction, and an anticancer agent.
なお、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。具体的な変形例としては、例えば次のようなものがある。 Note that the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, and can be embodied by modifying the components without departing from the scope of the invention in the implementation stage. Specific examples of modifications are as follows.
本実施形態に係る各機能は、当該処理を実行するプログラムをワークステーション等のコンピュータにインストールし、これらをメモリ上で展開することによっても実現することができる。このとき、コンピュータに当該手法を実行させることのできるプログラムは、磁気ディスク(フロッピー(登録商標)ディスク、ハードディスクなど)、光ディスク(CD−ROM、DVDなど)、半導体メモリなどの記録媒体に格納して頒布することも可能である。 Each function according to the present embodiment can also be realized by installing a program for executing the processing in a computer such as a workstation and developing the program on a memory. At this time, a program capable of causing the computer to execute the technique is stored in a recording medium such as a magnetic disk (floppy (registered trademark) disk, hard disk, etc.), an optical disk (CD-ROM, DVD, etc.), or a semiconductor memory. It can also be distributed.
(2)上記各実施形態においては、X線コンピュータ断層撮影装置による画像を対象とした。しかしながら、これに限定されず、他の医療画像診断装置、例えば磁気共鳴イメージング装置によって取得されたMR画像を用いる様にしてもよい。 (2) In each of the above embodiments, an image obtained by an X-ray computed tomography apparatus is used. However, the present invention is not limited to this, and an MR image acquired by another medical image diagnostic apparatus such as a magnetic resonance imaging apparatus may be used.
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。 In addition, various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of constituent elements disclosed in the embodiment. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment. Furthermore, constituent elements over different embodiments may be appropriately combined.
以上本発明によれば、高解像度の画像データから得られる診断対象の微細構造情報を利用した診断支援が可能な画像診断支援装置、及び画像診断支援プログラムを実現することができる。 As described above, according to the present invention, it is possible to realize an image diagnosis support apparatus and an image diagnosis support program capable of providing diagnosis support using the fine structure information of a diagnosis target obtained from high resolution image data.
1…画像処理装置、10…操作部、12…表示部、14…送受信部、16…制御部、18…記憶部、20…画像生成部、22…前処理部、24…候補領域抽出部、26…パラメータ抽出部、28…判別部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Image processing apparatus, 10 ... Operation part, 12 ... Display part, 14 ... Transmission / reception part, 16 ... Control part, 18 ... Memory | storage part, 20 ... Image generation part, 22 ... Pre-processing part, 24 ... Candidate area extraction part, 26 ... Parameter extraction unit, 28 ... Discrimination unit
Claims (14)
算出された前記パラメータの数値に基づく判別を実行し、前記診断部位に関する診断支援情報を生成する判別手段と、
前記診断部位に関する診断支援情報を所定の形態にて表示する表示手段と、
を具備することを特徴とする画像診断支援装置。 Parameterizing means for parameterizing the relationship between the feature of the shape in the microstructure and the disease based on the image relating to the diagnostic region acquired using the medical imaging device, and calculating the numerical value thereof;
A determination unit that performs determination based on the calculated numerical value of the parameter, and generates diagnosis support information related to the diagnosis part;
Display means for displaying diagnosis support information related to the diagnosis part in a predetermined form;
An image diagnosis support apparatus comprising:
前記判別手段は、変更された前記閾値を用いて発育様式を判別すること、
を特徴とする請求項3乃至7のうちいずれか一項記載の画像診断支援装置。 Further comprising changing means for changing the threshold,
The discriminating means discriminates a growth style using the changed threshold value;
An image diagnosis support apparatus according to any one of claims 3 to 7,
前記判別手段は、前記平均値を用いて前記診断部位の細胞型分類を判別すること、
を特徴とする請求項1乃至8のうちいずれか一項記載の画像診断支援装置。 The parameter calculation means calculates an average value related to a product of the length of each pixel and the trace line and each pixel value in the predetermined region,
The discriminating means discriminates the cell type classification of the diagnostic site using the average value;
The image diagnosis support apparatus according to claim 1, wherein the image diagnosis support apparatus is an image diagnosis support apparatus.
前記表示手段は、前記診断部位に関する診断支援情報と共に、取得した前記判別に関連する情報を表示すること、
を特徴とする請求項1乃至12のうちいずれか一項記載の画像診断支援装置。 Further comprising transmission / reception means for acquiring information relating to the determination from within the database via a network;
The display means displays information related to the obtained determination together with diagnosis support information related to the diagnosis part,
The image diagnosis support apparatus according to claim 1, wherein the image diagnosis support apparatus is an image diagnosis support apparatus.
医用画像機器を用いて取得された診断部位に関する画像に基づいて、微細構造における形状の特徴と疾病との関係をパラメータ化し、その数値を算出させるパラメータ算出機能と、
算出された前記パラメータの数値に基づく判別を実行し、前記診断部位に関する診断支援情報を生成させる判別機能と、
前記診断部位に関する診断支援情報を所定の形態にて表示させる表示機能と、
を実現させることを特徴とする画像診断支援プログラム。 On the computer,
A parameter calculation function for parameterizing a relationship between a feature of a shape in a microstructure and a disease based on an image regarding a diagnostic site acquired using a medical imaging device, and calculating a numerical value thereof;
A discrimination function that performs discrimination based on the calculated numerical value of the parameter and generates diagnosis support information related to the diagnostic site;
A display function for displaying diagnosis support information related to the diagnosis part in a predetermined form;
An image diagnosis support program characterized by realizing the above.
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