JP5337416B2 - 画像処理装置及び画像診断装置 - Google Patents
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Description
本発明は、血管内狭窄の診断をするための画像処理装置及び画像診断装置に関する。
血管内狭窄の診断をするための画像処理装置及び画像診断装置がある。血管の石灰化による血管内狭窄の診断においては、石灰化領域を正確に特定することが重要である。現在、ＭＤＣＴ（Multi Detector row Computed Tomography：マルチスライスＣＴ）は、冠状動脈に発生された石灰化領域の特定に関して、ＥＢＣＴ（Electron Beam Computed Tomography：電子ビームＣＴ）と同程度の高い臨床評価を得ている（非特許文献１、非特許文献２参照）。
石灰化領域を特定する代表例として、Agatston法（閾値法）がある（非特許文献３参照）。しかし、Agatston法は、パーシャルボリューム効果等の影響のために、石灰化領域が過大又は過小に抽出されてしまう。石灰化領域が正確に特定されないと、血管内狭窄の診断精度が低下してしまう。
Agatston法に比して、パーシャルボリューム効果の影響が低減される石灰化領域の特定法として、ＰＶＥ統計モデルに基づく方法がある（非特許文献４参照）。しかし、ＰＶＥ統計モデルに基づく方法では、石灰化領域の特定精度は、構築されたモデルの精度に大きく依存してしまう。また、モデルの構築は、とても困難である。
Becker CR et al,"Current development of cardiac imaging with multidetector-row CT," Eur. J Radiol, 36(2), pp.97-103(2000) Jun Horiguch etc., "Quantification of Coronary Artery Calcium Using Multidetector CT and a Retrospective ECG-Gating Reconstruction", AJR: 177 (2001) A.S.Agatston etc., "Quantification of coronary artery calcium using ultrafast computed tomography," J.Am. Coll.Cardiol., vol.15, pp.827-832(1990) Peter Santago etc., "Statistical Models of Partial Volume Effect," IEEE Tran. On Image Processing. Vol.4, No.11,pp.1531-1540 (1995)
Becker CR et al,"Current development of cardiac imaging with multidetector-row CT," Eur. J Radiol, 36(2), pp.97-103(2000) Jun Horiguch etc., "Quantification of Coronary Artery Calcium Using Multidetector CT and a Retrospective ECG-Gating Reconstruction", AJR: 177 (2001) A.S.Agatston etc., "Quantification of coronary artery calcium using ultrafast computed tomography," J.Am. Coll.Cardiol., vol.15, pp.827-832(1990) Peter Santago etc., "Statistical Models of Partial Volume Effect," IEEE Tran. On Image Processing. Vol.4, No.11,pp.1531-1540 (1995)
本発明の目的は、血管内狭窄の診断精度の向上を実現する画像処理装置及び画像診断装置を提供することにある。
請求項１記載の画像処理装置は、被検体の造影された血管に関する第１のボリュームデータと造影されていない前記血管に関する第２のボリュームデータとを記憶する記憶部と、前記第２のボリュームデータに含まれる石灰化領域を画素値に基づいて特定する特定部と、前記特定された石灰化領域に対応する前記第１のボリュームデータに含まれる石灰化領域を強調する強調部と、前記石灰化領域が強調された第１のボリュームデータに基づいて画像のデータを発生する発生部と、前記発生された画像を表示する表示部と、を具備する。
請求項４記載の画像診断装置は、Ｘ線を発生するＸ線管と、前記Ｘ線管から発生され被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器からの出力データに基づいて、前記被検体の造影された血管に関する第１のボリュームデータと、造影されていない前記血管に関する第２のボリュームデータとを発生するボリュームデータ発生部と、前記第２のボリュームデータに含まれる石灰化領域を画素値に基づいて特定する特定部と、前記特定された石灰化領域に対応する前記第１のボリュームデータに含まれる石灰化領域を強調する強調部と、前記石灰化領域が強調された第１のボリュームデータに基づいて画像のデータを発生する画像発生部と、前記発生された画像を表示する表示部と、を具備する。
本発明によれば、血管内狭窄の診断精度の向上を実現する画像処理装置及び画像診断装置を提供することが可能となる。
以下、図面を参照しながら本発明の実施の形態に係る画像処理装置及び画像診断装置を説明する。本実施形態に係る画像診断装置及び画像処理装置は、関心領域（スキャン領域）における血管の石灰化による狭窄の診断に用いられる。本実施形態は、被検体のどの部位を関心領域としても実施可能である。しかし、説明を具体的に行なうため、関心領域を、臨床の場において有用な心臓とする。
精度良い血管狭窄の診断のためには、石灰化領域の位置を正確に特定する必要がある。ところで、血管は、そのままスキャンしたのでは画像に表示されない。表示させるために、血管を造影剤により造影する必要がある。しかし、パーシャルボリューム効果により、石灰化領域と造影剤とのコントラストが悪化するため、造影された血管に関するボリュームデータ（以下、造影ボリュームデータと呼ぶ）からは、石灰化領域を精度良く特定することはできない。
本実施形態の特徴は、パーシャルボリューム効果の影響を避けるため、造影ボリュームデータに含まれる石灰化領域を、造影されていない当該血管に関するボリュームデータ（以下、非造影ボリュームデータと呼ぶ）を利用して、特定することにある。
本実施形態に係る画像診断装置は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置（以下、Ｘ線ＣＴ装置と呼ぶ）又はボリュームデータを発生可能なＸ線アンギオ装置が好適である。以下、説明を具体的に行なうため、本実施形態に係る画像診断装置は、Ｘ線ＣＴ装置であるとする。
図１は、第１実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の構成を示す図である。図１に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１は、ガントリ１０とコンピュータ装置２０とから構成される。ガントリ１０は、円環又は円板状の回転フレーム１１を回転可能に支持する。回転フレーム１１は、スキャンを行うために、被検体Ｐを挟んで対向するようにＸ線管１３とＸ線検出器１４とを有する。回転フレーム１１は、一定の角速度で連続回転する。被検体Ｐは、体軸（Ｚ軸）が天板１２の長軸に略一致するように撮影領域内に載置されるとする。
Ｘ線管１３は、高電圧発生装置１５からの高電圧の印加及びフィラメント電流の供給を受けてＸ線を発生する。Ｘ線管１３から発生され被検体Ｐを透過したＸ線は、Ｘ線検出器１４によって検出される。
コンピュータ装置２０は、データ収集部２２、前処理部２４、再構成処理部２６、記憶部２８、石灰化領域特定部３０、石灰化領域強調部３２、３次元画像処理部３４、狭窄率算出部３６、表示部３８、入力部４０、及び制御部４２を備える。
データ収集部２２は、Ｘ線検出器１４の各チャンネルから出力される透過Ｘ線の強度に応じた信号をデジタル信号に変換する。このデジタル信号は、投影データと呼ばれる。
前処理部２４は、データ収集部２２からの投影データを前処理する。具体的には、前処理部２４は、ウェブレットの方法を用いて投影データに含まれる量子ノイズを除去する。ウェブレットの方法は、既知の技術であり、例えば、文献（Y.Yang, N.Nakamori, Y.Yoshida,”Improvement of CT Image Degraded by Quantum Mottle Using Singularity Detection,” IEICE Trans on Inf.& Syst., Vol.E86-D, No.1, pp.123-130 (2003)）に記載されている。
再構成処理部２６は、投影データを心電同期再構成して、造影ボリュームデータや、非造影ボリュームデータを発生する。再構成処理のアルゴリズムは、既存のどのアルゴリズムでもよく、例えばフェルドカンプによるＣＴ画像再構成アルゴリズム（L.A.Feldkamp etc., “Practical cone-beam reconstruction,” J.Opt.Soc.Am, A1, pp.612-619 (1984)）や、その拡張法（G.Wang etc., “A general cone-beam reconstruction algorithm,” IEEE Trans. Med. Imaging,No.12, pp.486-496(1993)）が用いられる。
記憶部２８は、発生された造影ボリュームデータと非造影ボリュームデータとを記憶する。なお、造影ボリュームデータと非造影ボリュームデータとは、位置合わせされているものとする。
石灰化領域特定部３０は、非造影ボリュームデータに含まれる石灰化領域を画素値に基づいて特定する。石灰化領域を特定するため、石灰化領域特定部３０は、閾値処理部３０１と領域拡張処理３０２とを有する。閾値処理部３０１は、石灰化領域が有するＣＴ値の範囲に基づく閾値処理により、非造影ボリュームデータに含まれる石灰化領域の候補領域を特定する。以下、石灰化領域の候補領域を、石灰化候補領域と呼ぶことにする。ＣＴ値範囲は、石灰化領域が有するＣＴ値の範囲に設定される。また、ＣＴ値範囲は、ボリュームデータの空間解像度やボクセルサイズに応じて変化する。領域拡張処理部３０２は、石灰化領域が有するＣＴ値範囲に基づく領域拡張処理により、石灰化候補領域から孤立点（ノイズ）を除去し、石灰化領域を特定する。
石灰化領域強調部３２は、非造影ボリュームデータ上で特定された石灰化領域に対応する、造影ボリュームデータに含まれる石灰化領域を強調する。より詳細には、非造影ボリュームデータ上で特定された石灰化領域の座標値を特定し、特定された座標値を有する造影ボリュームデータ上のボクセルの画素値を特定の画素値に置き換える。なお、画素値が置き換えられる造影ボリュームデータ上のボクセルは、石灰化領域の一部分（例えば、境界部分）であってもよい。
３次元画像処理部３４は、石灰化領域が強調された造影ボリュームデータに基づいて、石灰化領域が強調された画像データを発生する。
狭窄率算出部３６は、発生された画像上の血管領域の径又は面積と、当該血管領域に占める石灰化領域の径又は面積とに基づいて、血管領域の狭窄率を算出する。
表示部３８は、発生された画像や算出された狭窄率を表示する。
入力部４０は、ユーザからの各種指示をコンピュータ装置２０に入力する。入力部４０としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスが適宜利用可能である。
制御部４２は、Ｘ線ＣＴ装置１の中枢として機能し、Ｘ線ＣＴ装置１を構成する各部を制御する。また、制御部４２は、各部を制御することにより、石灰化領域の特定・表示処理を行なう。
以下、本実施形態に係る石灰化領域の特定・表示処理の詳細を説明する。まずは、パーシャルボリューム効果について簡単に説明する。パーシャルボリューム効果とは、１ボクセル中に互いに線吸収係数の異なる複数の物質が存在する場合、１ボクセルのＣＴ値が複数の物質のＣＴ値を平均化したものとなることである。文献（M.Soret, S.L.Bacharach etc., “Partial-Volume Effect in PET Tumor Imaging,” The Journal of Nuclear medicine, Vol.48, No,6, pp.932-945 (2007)）によれば、パーシャルボリューム効果の影響の度合は、（１）注目領域の大きさと形状、（２）注目領域の画素値とその周囲領域の画素値との差、（３）空間解像度（空間分解能）、（４）画像のピクセルサイズ（標本化間隔）の４つの要因が複合して変化する。
次に、血液が造影剤を含む場合と含まない場合とにおける、血管内の石灰化領域に対するパーシャルボリューム効果の影響の違いについて説明する。造影ボリュームデータに関する石灰化領域のＣＴ値と造影剤を含む血液の領域のＣＴ値との差は、非造影ボリュームデータに関する石灰化領域のＣＴ値と造影剤を含まない血液の領域のＣＴ値との差に比して、小さい。以下、造影剤を含まない血液の領域を単に血液領域と呼ぶことにする。また、造影剤を含む血液の領域を造影剤領域と呼ぶことにする。
一方、石灰化領域のＣＴ値は、石灰化領域に含まれるカルシウムの濃度の違いや、個人差によって異なる。そのため、石灰化領域を抽出するための閾値は、ある程度の幅をもってしまう。
パーシャルボリューム効果により、石灰化領域と造影剤領域とのコントラスト、及び石灰化領域と血液領域とのコントラストは、低下する。特に、石灰化領域と造影剤領域とのＣＴ値は近似しているので、造影ボリュームデータからの石灰化領域の抽出精度はとても低くなる。一方、石灰化領域と血液領域とのＣＴ値は近似していないので、パーシャルボリューム効果を受けても、石灰化領域の抽出精度はあまり変化しない。すなわち、造影ボリュームデータは、非造影ボリュームデータよりもパーシャルボリューム効果の影響が大きいといえる。
本実施形態に係る石灰化領域の特定・表示処理は、造影ボリュームデータと非造影ボリュームデータとのパーシャルボリューム効果による影響の度合の違いを考慮し、石灰化領域を高精度に抽出する。
以下、制御部４２による石灰化領域の特定・表示処理の流れを説明する。図２は、石灰化領域の特定・表示処理の流れを示す図である。制御部４２は、心電同期再構成法により発生された造影ボリュームデータと非造影ボリュームデータとを記憶部２８から読み込む（ステップＳ１）。以下、簡単に心電同期スキャン及び再構成法を用いた造影ボリュームデータと非造影ボリュームデータとの発生処理を説明する。
心電同期スキャンにおいて制御部４２は、心電図データにおけるＲ―Ｒ間隔（隣り合うＲ波の時間間隔）がほぼ一定であるという前提で、Ｒ波をトリガとして、Ｒ波（又はＲ波から所定時間後）から所定心時相までの一定期間スキャンする。スキャンは、心拍毎に一定期間繰り返し行なわれる。まず制御部４２は、造影剤を注入した直後に心臓を含むスキャン領域を繰り返し心電同期スキャンする。造影剤の注入直後においては、造影剤は心臓に流れていない。すなわち、造影剤注入直後に収集される投影データを心電同期再構成処理することにより非造影ボリュームデータが発生される。造影剤注入後から造影剤モニタリングを行い、造影剤が心臓の冠状動脈血管に充満している期間であると判断すると、制御部は、再びスキャン領域を繰り返し心電同期スキャンする。この期間において収集される投影データを心電同期再構成処理することにより造影ボリュームデータが発生される。
この様に、非造影ボリュームデータと造影ボリュームデータとは、同一の被検体位置及びスキャン条件で撮影されるため、位置合わせは不用である。また、非造影ボリュームデータと造影ボリュームデータとは、心電同期再構成により、同一の心位相に関するボリュームデータである。
非造影ボリュームデータを読み込むと、制御部４２は、石灰化領域特定部３０に石灰化領域の特定処理を行なわせる。
石灰化領域の特定処理において石灰化領域特定部３０は、まず、閾値処理部３０１に閾値処理を行なわせる。閾値処理において閾値処理部３０１は、閾値処理用のＣＴ値範囲で非造影ボリュームデータを閾値処理して石灰化候補領域を抽出する（ステップＳ２）。ＣＴ値範囲は、非造影ボリュームデータの空間解像度やボクセルサイズに応じて決定される。例えば、空間解像度が１ｍｍの場合、石灰化領域のＣＴ値範囲は、１２０ＨＵ〜７００ＨＵである。この場合、閾値範囲は、３００ＨＵ〜７００ＨＵに自動的に設定される。また、空間解像度が０．５ｍｍの場合、石灰化領域のＣＴ値範囲は、２２１ＨＵ〜１１３４ＨＵである。なお閾値範囲は、ユーザにより入力部４０を介して設定されてもよい。
閾値処理が行なわれると、石灰化領域特定部３０は、領域拡張処理部３０２に領域拡張処理を行なわせる。領域拡張処理において領域拡張処理部３０２は、領域拡張処理用のＣＴ値範囲を統合条件として石灰化候補領域を領域拡張処理し、石灰化領域を抽出する（ステップＳ３）。具体的には、まず、領域拡張処理部３０２は、石灰化候補領域の境界部分を構成する全てのボクセルをシード点に設定する。各シード点から２６近傍にあるボクセルを探索し、統合条件を満たす近傍ボクセルを統合する。統合条件は、近傍ボクセルのＣＴ値ｐと閾値範囲の最大ＣＴ値ｐｍａｘとに基づき、例えば、（１）のように設定される。
ｐ≧ｐｍａｘ／２ ・・・（１）
（１）式における閾値範囲の最大ＣＴ値ｐｍａｘは、空間解像度が１．０ｍｍの場合、７００ＨＵに設定される。従ってｐ≧３５０となる。
ｐ≧ｐｍａｘ／２ ・・・（１）
（１）式における閾値範囲の最大ＣＴ値ｐｍａｘは、空間解像度が１．０ｍｍの場合、７００ＨＵに設定される。従ってｐ≧３５０となる。
ボクセルの統合が終了すると、通常、複数の領域が生成される。生成された複数の領域のうち、連続性の要件を満たさない領域は、孤立点として除去される。
上記の閾値処理と領域拡張処理との組み合わせにより、石灰化領域特定部３０は、非造影ボリュームデータに含まれる石灰化領域を精度良く特定することが可能である。
領域拡張処理が行なわれると、制御部４２は、石灰化領域強調部３２に石灰化領域の強調処理を行なわせる（ステップＳ４）。石灰化領域の強調処理において石灰化領域強調部３２は、非造影ボリュームデータから抽出された石灰化領域の位置に基づいて、造影ボリュームデータに含まれる石灰化領域を強調する。
図３は、非造影ボリュームデータＮＶから抽出された石灰化領域ＮＣＲに基づいて、造影ボリュームデータＣＶに含まれる石灰化領域ＣＣＲを強調する処理を示す図である。図３に示すように、造影ボリュームデータＣＶは、パーシャルボリューム効果により、本当は石灰化領域でないのに石灰化領域であると過大に評価された領域ＦＲを多く含む。非造影ボリュームデータＮＶも、パーシャルボリューム効果による過大評価領域を含むが、その大きさは、造影ボリュームデータＣＶに含まれる過大評価領域ＮＶの大きさに比して十分小さい。強調処理において、まず、石灰化領域ＮＣＲの座標値が取得される。そして、取得された座標値と同一の座標値を有するボクセルに、石灰化領域ＮＣＲであることを表す画素値や色情報が割り付けられる。なお、造影ボリュームデータＣＶに含まれる石灰化領域ＮＣＲの一部分、例えば、エッジ部分のみを強調してもよい。
石灰化領域の強調処理が行なわれると、制御部４２は、３次元画像処理部３４に画像発生処理を行なわせる（ステップＳ５）。画像発生処理において３次元画像処理部３４は、石灰化領域が強調された造影ボリュームデータに基づいて、石灰化領域が強調された画像データを発生する。例えば、ボリュームレンダリングやサーフェスレンダリングにより、ボリュームデータから画像データが発生される。
画像が発生されると、制御部４２は、狭窄率算出部３６に狭窄率の算出処理を行なわせる（ステップＳ６）。狭窄率の算出処理において狭窄率算出部３６は、発生された画像上の血管領域の径又は面積と、当該血管領域に占める石灰化領域の径又は面積とに基づいて、血管領域の狭窄率を算出する。例えば、狭窄率Ｓは、画像上の石灰化領域の面積Ｓ１と血管領域の面積Ｓ２とに基づいて、以下の（２）式により計算される。
Ｓ＝（（Ｓ１−Ｓ２）／Ｓ１）×１００・・・（２）
また、（２）式の石灰化領域の面積Ｓ１を石灰化領域の径Ｒ１に、血管領域の面積Ｓ２を血管領域の径Ｒ２に変更して、狭窄率Ｓを算出してもよい。
Ｓ＝（（Ｓ１−Ｓ２）／Ｓ１）×１００・・・（２）
また、（２）式の石灰化領域の面積Ｓ１を石灰化領域の径Ｒ１に、血管領域の面積Ｓ２を血管領域の径Ｒ２に変更して、狭窄率Ｓを算出してもよい。
狭窄率算出処理が行なわれると、制御部４２は、表示部３８に表示処理を行なわせる（ステップＳ６）。表示処理において表示部３８は、石灰化領域が強調された画像と血管の狭窄率とを表示する。画像上の石灰化領域は、割り付けられた画素値や色情報に応じて強調して表示される。石灰化領域のエッジ部分のみが強調された場合は、エッジ部分が強調して表示される。
以上で石灰化領域の特定・表示処理が終了する。
本実施形態によれば、パーシャルボリューム効果の影響の少ない非造影ボリュームデータ上で石灰化領域を特定し、特定された石灰化領域の位置情報に基づいて造影ボリュームデータに含まれる石灰化領域を強調して表示する。従って、パーシャルボリューム効果の影響の大きい造影ボリュームデータ上で石灰化領域を特定していた従来に比して、高精度に石灰化領域を抽出することができる。また、石灰化領域の抽出精度の向上に伴い、血管の狭窄率の算出精度も向上する。かくして、本実施形態によれば、血管内狭窄の診断精度の向上を実現する画像処理装置及び画像診断装置を提供することが可能となる。
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。
例えば本実施形態の石灰化領域の特定・表示処理は、制御部４２を中枢として、記憶部２８、石灰化領域特定部３０、石灰化領域強調部３２、３次元画像処理部３４、狭窄率算出部３６、表示部３８、及び入力部４０を具備する画像処理装置５０でも実施可能である。
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。
１…画像診断装置、１０…ガントリ、１１…回転フレーム、１２…天板、１３…Ｘ線管、１４…Ｘ線検出器、１５…高電圧発生装置、２０…コンピュータ装置、２２…データ収集部、２４…前処理部、２６…再構成処理部、２８…記憶部、３０…石灰化領域特定部、３０１…閾値処理部、３０２…領域拡張処理部、３２…石灰化領域強調部、３４…３次元画像処理部、３６…狭窄率算出部、３８…表示部、４０…入力部、４２…制御部。
Claims (5)
- 被検体の造影された血管に関する第１のボリュームデータと造影されていない前記血管に関する第２のボリュームデータとを記憶する記憶部と、
前記第２のボリュームデータに含まれる石灰化領域を画素値に基づいて特定する特定部と、
前記特定された石灰化領域に対応する前記第１のボリュームデータに含まれる石灰化領域を強調する強調部と、
前記石灰化領域が強調された第１のボリュームデータに基づいて画像のデータを発生する発生部と、
前記発生された画像を表示する表示部と、
を具備する画像処理装置。 - 前記画像上の血管領域の径又は面積と前記血管領域に占める前記石灰化領域の径又は面積とに基づいて前記血管領域の狭窄率を算出する算出部をさらに備える、請求項１記載の画像処理装置。
- 前記特定部は、
前記第２のボリュームデータに閾値処理をして、石灰化領域の候補領域を抽出する閾値処理部と、
前記抽出された候補領域を領域拡張処理することにより、前記石灰化領域を特定する領域拡張処理部と、
を有する請求項１記載の画像処理装置。 - Ｘ線を発生するＸ線管と、
前記Ｘ線管から発生され被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
前記Ｘ線検出器からの出力データに基づいて、前記被検体の造影された血管に関する第１のボリュームデータと、造影されていない前記血管に関する第２のボリュームデータとを発生するボリュームデータ発生部と、
前記第２のボリュームデータに含まれる石灰化領域を画素値に基づいて特定する特定部と、
前記特定された石灰化領域に対応する前記第１のボリュームデータに含まれる石灰化領域を強調する強調部と、
前記石灰化領域が強調された第１のボリュームデータに基づいて画像のデータを発生する画像発生部と、
前記発生された画像を表示する表示部と、
を具備する画像診断装置。 - 前記出力データに含まれる量子ノイズを除去する前処理部をさらに備える請求項４記載の画像診断装置。
Priority Applications (1)
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