WO2007094412A1 - 画像表示装置及びプログラム - Google Patents

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WO2007094412A1
WO2007094412A1 PCT/JP2007/052738 JP2007052738W WO2007094412A1 WO 2007094412 A1 WO2007094412 A1 WO 2007094412A1 JP 2007052738 W JP2007052738 W JP 2007052738W WO 2007094412 A1 WO2007094412 A1 WO 2007094412A1
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WO
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image
region
lung
organ
fluid region
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PCT/JP2007/052738
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French (fr)
Inventor
Yoshihiro Goto
Suzushi Kusano
Original Assignee
Hitachi Medical Corporation
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Publication date
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Priority to US12/278,504 priority patent/US20090052754A1/en
Priority to EP07714268A priority patent/EP1985236A4/en
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    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • G06T2207/30061—Lung
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    • G—PHYSICS
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    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2210/00—Indexing scheme for image generation or computer graphics
    • G06T2210/41—Medical

Definitions

  • the present invention visualizes, for example, a three-dimensional image of a fluid that contains at least air in an organ and expands to a film thickness of a wall of an organ of a subject such as mesothelioma.
  • the present invention relates to an image display device and a program.
  • an image display apparatus constructs a three-dimensional image of blood flow in a blood vessel from a medical image such as a tomographic image of a subject obtained by a medical image diagnostic apparatus, and the constructed three-dimensional blood flow. Display an image.
  • a medical image such as a tomographic image of a subject obtained by a medical image diagnostic apparatus
  • Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 8-154917
  • Patent Document 1 since the blood flow constantly moves in a certain direction in the blood vessel by a predetermined amount, a three-dimensional image of the blood flow can be obtained. The image of the fluid moving to this radical was still a problem that could not be solved.
  • An object of the present invention is to provide an image display device and a program capable of three-dimensionally imaging a fluid containing at least air in an organ.
  • the image display apparatus of the present invention includes an input unit that selectively inputs desired image data from a plurality of image data of a subject imaged by a medical image diagnostic apparatus, and an image that is selected and input by the input unit.
  • display means for displaying a multidimensional image of the region is a control means.
  • the image display program of the present invention includes an input function for selecting and inputting desired image data from a plurality of image data of a subject imaged by the medical image diagnostic apparatus (2), and the selection A control function for extracting a fluid region of the organ including at least air of the subject from the input image data and generating a multi-dimensional image of the extracted fluid region of the organ; and the generated fluid of the organ A display function for displaying a multidimensional image of a region and a computer program are executed by the computer.
  • an image display device and a program capable of three-dimensionally imaging a fluid containing at least air in an organ.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration example of a system including an image display device of the present invention.
  • FIG. 2 is a main flowchart showing an operation example of the system of FIG.
  • FIG. 3 is a diagram showing a first subroutine of FIG. 1.
  • FIG. 4A is a diagram showing a display example of lung apex and lung bottom images in the process of FIG.
  • 4B is a diagram showing an image display example of mediastinal portion deletion in the process of FIG. 3.
  • FIG. 4C is a diagram showing an image display example of the half-open display of the process of FIG.
  • FIG. 4D is a diagram showing lung apex and lung bottom images by the central projection method of the process of FIG.
  • 4E is a diagram showing a positional relationship between the lung apex and the viewpoint position of the lung bottom image, the line-of-sight direction, and the projection plane in the process of FIG.
  • FIG. 5 is a diagram showing a second subroutine of FIG. 1.
  • FIG. 6A is a diagram showing a display example of the process of FIG.
  • FIG. 6B is a diagram showing another image display example of FIG. 6A.
  • FIG. 6C is a diagram showing another screen display example different from FIGS. 6A and 6B.
  • FIG. 7 is a diagram showing a third subroutine of FIG. 1.
  • FIG. 8A is a diagram showing a display example of the processing in FIG.
  • FIG. 8B is a diagram showing another image display example of FIG. 8A.
  • FIG. 9 is a diagram showing a fourth subroutine of FIG. 1.
  • FIG. 10A is a diagram showing a display example of the processing in FIG.
  • FIG. 10B is a diagram showing another screen display example of FIG. 10A.
  • FIG. 10C is a diagram showing another screen display example of FIGS. 10A and 10B. Explanation of symbols
  • FIG. 1 is a hardware configuration diagram showing a system including an image display device and peripheral devices according to the present embodiment.
  • This system includes a medical image photographing device 2 and an image database (DB) 4 connected to the image display device 1 by a local area network (LAN) 3.
  • DB image database
  • LAN local area network
  • the image display device 1 includes an input unit 10 [input], a control unit (CPU) 11 connected to the input unit 10, a main memory 12 and a magnetic disk 13 [control], and a display unit (monitor) 14 [ Output].
  • the input unit 10 is a known input device such as a mouse or a keyboard, and an operator sets and inputs operating conditions of the image display device and image data to be processed. Specifically, the input unit 10 selectively inputs desired image data from a plurality of image data forces of the subject imaged by the medical image imaging apparatus 2.
  • the main memory 12 reads the image data to be processed and the image processing or display processing program from the magnetic disk 13.
  • the CPU 11 executes the image processing or display processing program in the main memory 12 on the processing target image data set and input by the input unit 10 under the above operating conditions, and has an extraction unit 11a and an image generation unit lib. is doing.
  • the magnetic disk 13 stores a plurality of medical images including image data to be processed and various image processing or display processing programs.
  • the CPU 11 performs an operation of extracting a fluid region in the subject from the image data selected and input by the input unit 10 and calculating an image of the extracted fluid region.
  • the monitor 14 displays the image data to be processed on which the image processing or display processing program has been executed. That is, the fluid region image calculated by the CPU 11 is displayed.
  • the medical image capturing apparatus 2 captures a medical image including a tomographic image and a three-dimensional image of a subject.
  • a representative example of the medical image photographing apparatus 2 is a CT apparatus 2a and an MR apparatus 2b.
  • the CT apparatus 2a reconstructs a tomographic image of the subject from transmission X-ray data from multiple directions of the subject.
  • the MR apparatus 2b applies a gradient magnetic field to a subject in a static magnetic field, and images the information inside the subject using the nuclear magnetic resonance imaging phenomenon of atoms contained in the subject.
  • the medical imaging apparatus is not limited to the one exemplified here, and includes all of the ultrasonic imaging apparatus, nuclear medicine apparatus, and the like as long as a slice image and a three-dimensional image of the subject can be captured.
  • the LAN 3 performs data transfer among the image display device 1, the medical image photographing device 2, and the image DB 4 connected to itself.
  • the image database 4 stores medical images taken by the medical image photographing device 2.
  • the processing of the system operation example will be described with reference to FIG. Figure 2 is the main flowchart of the system operation.
  • the following processing is started after the CPU 11 reads the three-dimensional image data obtained by photographing the lungs of the subject from the medical image photographing device 2 or the image DB 4 by the operation of the input unit 10 performed by the operator.
  • the operator Before starting step S1, the operator can change the 3D image shading strength and opacity values in advance. When the operator does not change the settings of these values, the values set as initial values in the image display device 10 are used.
  • the extraction unit 11a extracts a lung region by threshold processing or the like.
  • This lung region includes a tissue region and a lung cavity region.
  • the tissue area further includes areas where tissues such as the lung wall, mediastinum, trachea branch, and blood vessels are imaged.
  • the lung cavity area is imaged of blood vessels in the lung cavity area and gas in the lung cavity area. Included.
  • step S2 the extraction unit 11a extracts the tissue region image data from the three-dimensional image data, and removes the tissue region image data from the lung region image data extracted in step S1. Extract image data of the area. That is, a predetermined organ region of the subject is extracted, and a region excluding the wall portion of the extracted predetermined organ (lung) region is further extracted. Thus, a fluid region containing at least air in the subject is extracted.
  • the fluid region refers to the air or gas region contained in the lung, and this air region also includes the fluid that the organs produce.
  • step S3 the image generation unit lib uses the surface rendering method, depth method, volume rendering (also known as ray-casting) method, etc., based on the lung cavity region image data extracted in step S2. To calculate and display a three-dimensional image (3D-A) of the gas part.
  • 3D-A three-dimensional image
  • the first embodiment calculates and displays a three-dimensional image of a gas portion in which a fluid (here, gas) existing inside the lung is imaged based on the three-dimensional image data obtained by imaging the lung of the subject. It is an embodiment.
  • a description will be given in a form in which the lung is divided into two by the marker 81 with reference to FIG.
  • step S31 the image generator lib calculates a three-dimensional image (3D-A) of the gas portion by shading based on the image data of the lung cavity region extracted in step S2. To do. That is, the CPU 11 calculates a three-dimensional image from the selected and inputted image data of the fluid region in the subject, performs a shading process on the calculated three-dimensional image, and the monitor 14 Displaying the shaded 3D image.
  • 3D-A three-dimensional image
  • the image generation unit lib embeds predetermined pixel values at discontinuous points on the contour line of the lung cavity region, thereby making the contour line continuous.
  • the pixel value to be embedded is preferably higher than the blood pixel value (CT value).
  • CT value blood pixel value
  • the image generation unit lib forms a three-dimensional image by stacking a plurality of tomographic images in which the pixel values are embedded, and shades the formed three-dimensional image. Thereby, a three-dimensional image (3D-A) of the gas portion in the lung cavity region is calculated.
  • the image generation unit lib When the volume rendering method is used, the image generation unit lib accumulates images of the lung cavity region to form a three-dimensional image, and when the formed three-dimensional image is shaded, the internal blood vessel traveling Pattern information is added to the three-dimensional image obtained by the surface rendering method.
  • a shading technique (light emission 3D) may be used in which the inside of the technical device disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 2001-351120 emits light. This luminescent 3D can highlight cancer shadows and the vicinity of the lung wall with high brightness, facilitating the discovery of mesothelioma that is likely to occur by inhalation of asbestos.
  • the image generation unit lib calculates a concave portion on the surface of the three-dimensional image (3D-A) of the gas portion.
  • the image generation unit lib determines that there is a substance that is not a gas (outside gas) in the calculated recess, and the calculated recess is displayed differently from the surface other than the recess in the 3D image of the gas portion. Change to aspect.
  • the different display modes referred to here are, for example, display colors, display patterns, luminances, or combinations thereof.
  • the image generation unit lib superimposes and displays the three-dimensional image (3D-A) of the gas portion together with the three-dimensional image of the gas external portion that has been changed to a different display mode.
  • a force 81 is displayed on the monitor 14 by using the input unit 10 at a position to be divided on the three-dimensional image (3D-A).
  • the image generation unit lib displays a marque force parallel to the selected direction on the three-dimensional image (3D-A). That is, the CPU 11 calculates a marker indicating the division position of the organ region in the fluid region image, calculates composite information of the calculated marker and the fluid region image, and the monitor 14 displays the calculated composite information. it's shown. Then, when the operator changes the setting of the marker 81 to an arbitrary position on the display screen by the input unit 10, the setting position of the division position of the three-dimensional image (3D-A) of the gas portion is changed to an arbitrary position. Can do.
  • the input means 10 sets the margin of the composite information displayed on the monitor 14 to an arbitrary position, and the CPU 11 is divided into the markers based on the marker position set by the input unit 10.
  • the fluid area image is calculated as a divided fluid area image, and the monitor 14 displays the divided fluid area image calculated by the CPU 11.
  • step S33 the image generator lib divides the image data of the lung wall region (tissue region) into two at the marker position.
  • the image generator lib calculates the three-dimensional image (3D-B) of the lung wall by shading the inner surface of the divided lung wall, Display the original image (3D-B).
  • the CPU 11 calculates the divided fluid region images from a plurality of viewpoint directions, and the monitor 14 is calculated by the CPU 11. A plurality of divided fluid region images arranged in parallel are displayed!
  • the image generation unit lib sets the division position 81 in a direction parallel to the axial direction, the lung apex image (3D-B1) in the direction of viewing the upper part of the lung with respect to the division position, and the lung
  • An example of calculating a lung bottom image (3D-B2) in the direction of looking at the bottom of the heart is shown.
  • a marker 81 for indicating a division position for creating a lung wall image is superimposed and displayed on a gas three-dimensional image (3D-A).
  • an axial image (tomographic image) 82 corresponding to the position of the marker 81 is displayed on the right side of the gas three-dimensional image (3D-A).
  • a “parameter setting” icon 83 is displayed for setting and changing the shading strength and opacity values.
  • the parameters set by the icon 83 include “projection method”, “shading method”, “cutting direction setting”, “mediastinal portion deletion”, “half-open display”, and the like.
  • the “projection method” selects parallel projection or central projection when calculating a lung wall image.
  • “Shading method” selects a depth, surface rendering method, volume rendering method, etc. as a shading method when calculating a three-dimensional gas image.
  • “Set cutting direction” sets the axial direction, sagittal direction, or coronal direction as the lung cutting direction.
  • “Mediastinal deletion” corresponds to the mediastinum when the mediastinum located between the left and right lungs obstructs the lung wall when interpreting the lung wall, as shown in FIG. 4B. Cut through the area and hide the mediastinum.
  • the input unit 10 sets a deletion region that does not contribute to pathological diagnosis in the divided fluid region image displayed on the monitor 14, and the CPU 11 Based on the deletion area set by the input unit 10, the divided fluid area image excluding the deletion area is calculated, and the monitor 14 displays the divided fluid area image excluding the deletion area calculated by the CPU 11. become.
  • half-open display displays a three-dimensional lung wall image in a half-open state, as shown in FIG. 4C, and avoids the lung wall being blocked by the mediastinum.
  • the input unit 10 sets a development region in the divided fluid region image displayed on the monitor 14, and the CPU 11 is based on the development region set by the input unit 10.
  • the divided fluid region image in which the expanded region is expanded is calculated, and the monitor 14 displays the divided fluid region image in which the expanded region calculated by the CPU 11 is expanded.
  • the concave portion 89 calculated by the image generation unit lib is displayed in a display color different from that of other surfaces.
  • the lung apex image (3D-B1) displays a convex portion 90 in which the lung wall is raised. The concave portion 89 and the convex portion 90 exist at positions where they are engaged in the body of the subject.
  • the convex portion 90 and the concave portion 89 can be said to be a relationship in which the concave portion 89 is formed by narrowing the region filled with gas as a result of the convexity 90 being formed by raising the lung wall.
  • the screen 80 displays a three-dimensional image (3D-A) of the gas portion existing inside the lung. If the three-dimensional image (3D-A) of this gas portion is viewed and the presence / absence of the concave portion and its position are visually confirmed, it can be estimated that there is a convex portion (abnormal candidate shadow) on the wall corresponding to the position of the concave portion. Therefore, it becomes easier to grasp the abnormality of the inner wall. In particular, by changing the display mode of the recesses to the display mode of the other surface, the recesses can be highlighted, and the attention of the reader / operator can be further drawn.
  • the lung region is extracted by extracting the lung region in step S1 and the lung wall region in step S2 and removing the lung region force and the lung wall region. It is not limited to this procedure.
  • a tissue region may be extracted first, and an inner contour line force of the tissue region may be further extracted as a lung cavity region by a predetermined number of pixels.
  • FIG. 4B is an image display example of “mediastinal portion deletion”.
  • the image generation unit 1 lb is displayed in the lung apex image (3D-B1) and the lung bottom image (3D-B2).
  • the mediastinal part is filled with lung gas, and the amount of X-ray absorption is larger than that of the other part. Therefore, the mediastinal part and other regions can be easily distinguished from each other by the X-ray CT system.
  • the image generator lib measures the barycentric coordinates of the lung wall regions of the left and right lungs included in the lung apex image (3D-B1), and uses a region of a predetermined length from the barycentric coordinates as a mask region. As a result, the mediastinal portion masked as in the areas 91 and 92 can be hidden.
  • the same processing as the lung apex image is performed for the lung bottom image (3D-B2). As a result, the mediastinal portion unnecessary for observing the lung wall is hidden, making it easier to observe the lung wall.
  • FIG. 4C is an image display example of “half-open display”.
  • the image generation unit 1 lb has a linear shape of the lung wall image data (tissue region) near the center of the left and right lungs. !
  • FIG. 4D is a schematic diagram showing an example of lung apex images 111 and 112 and lung bottom images 113 and 114 by the center projection method.
  • the image generator lib uses the central projection method to display the inner surface of the lung over a wide area.
  • FIG. 4E is a schematic diagram showing the positional relationship between the viewpoint position, the line-of-sight direction, and the projection plane of the lung apex images 111 and 112 and the lung bottom images 113 and 114.
  • the two lung apex images 111 and 112 cut the lung in a direction parallel to the axial direction, and set the viewpoint position in the lung field on the lung bottom side. Then, the image is obtained when the line of sight is directed toward the lung apex with the viewpoint position as the center and projected onto the projection plane llla, 112a.
  • the two lung bottom images 113 and 114 cut the lung in a direction parallel to the axial direction, and set the viewpoint position in the lung field on the apex side. Then, the image is obtained when center projection is performed on the projection planes 113a and 114a with the line of sight directed toward the lung bottom around the viewpoint position. That is, the input unit 10 sets a viewpoint for performing central projection on the divided fluid region image displayed on the monitor 14, and the CPU 11 determines the central projection image based on the viewpoint set by the input unit 10. The monitor 14 displays the central projection image calculated by the CPU 11.
  • the lung apex image and the lung bottom image are calculated as pseudo three-dimensional images.
  • the lung apex image and the lung bottom image may be calculated as a two-dimensional image, for example, a maximum value projection image.
  • the lung apex image and the lung bottom image are displayed facing each other, and the three-dimensional image of the gas portion is displayed side by side.
  • the lung apex image, the lung bottom image, and the three-dimensional image of the gas portion are displayed. No Let's select one of them so that it can be displayed.
  • the lung wall image is displayed in parallel with the three-dimensional image of the gas portion, when the concave portion 89 is found on the three-dimensional image of the gas portion, the lung wall image is referred to immediately and the presence of the convex portion 90 exists. Can be confirmed. Therefore, a lesion on the inner wall of the lung, such as mesothelioma, can be clearly visualized.
  • a raysum image (pseudo X-ray image) is calculated from a tomogram, and a division position is set on the calculated raysum image. It is a form.
  • FIG. 5 is a flowchart showing the processing flow of the second embodiment.
  • step S34 the image generation unit lib calculates a laysum image from the tomographic image obtained by extracting the lung cavity region in S2.
  • the Latham image for example, among the tomographic image data read by setting the operator's power to the input unit 10, the pixel values existing on the same virtual projection line are calculated and the added value is added. It is obtained by dividing by the number of tomographic images.
  • the monitor 14 displays the calculated latham image.
  • This step S35 may be processed prior to step S2, or may be processed in parallel with step 2.
  • step S35 the marker 81 is displayed using the input unit 10 at the position to be divided on the laysum image.
  • step S36 as in step S32, the image generation unit lib generates a three-dimensional lung wall image (3D-B1, 3D-B2) obtained by dividing the lung wall region image data (tissue region) into two at the marker position. calculate .
  • the monitor 14 displays the calculated three-dimensional lung wall images (3D-B1, 3D-B2). That is, in each step, the CPU 11 calculates a laysum image as the fluid image from the desired image data selected and input by the input unit 10, and calculates a merging force for dividing the calculated laysum image. Further, composite information between the calculated marker and the latham image is further calculated, and the monitor 14 displays the calculated composite information.
  • FIG. 6 is a schematic diagram showing a screen display example displayed as a result of the above processing.
  • a ray-sum image 133 and a marker 81 parallel to the axial direction superimposed on the ray-sum image 133 are displayed.
  • the “parameter setting” icon 83 displayed on the screen 80 is different in that an icon 84 for setting the marker dividing direction to an axial direction and an icon 85 indicating that it is a laysum image are displayed.
  • the other display of force is the same as that of the first embodiment.
  • FIG. 6B is a schematic diagram illustrating another screen display example of FIG. 6A.
  • a ray-sum image 133 and a marker 81b parallel to the sagittal direction superimposed on the ray-sum image 133 are displayed.
  • a marker axial image (simulated image) 145 for designating the division position is displayed, and a marker 81c is displayed on the marker axial image 145 at a position corresponding to the ray-sum image 133. Is displayed.
  • the position of the marker 81b on the Latham image 133 and the marker 81c on the marker axial image 145 can be changed by the input unit 10. If one marker is selected and moved on the screen 80, the other marker is linked.
  • lung wall images 143 and 144 obtained by division at the position of the marker 81b are displayed.
  • the lung wall images 143 and 144 are the lung wall images of the left lung.
  • Lung wall image 143 shows an image of the mediastinum direction viewed from the position of marker 81b
  • lung wall image 144 shows an image of the left end side of the left lung viewed from the position of marker 81b.
  • the icons displayed on the screen 80 are different from those shown in FIG. 6A in that an icon 84 for setting the marker dividing direction to the coronal direction is displayed.
  • the other displays are the same as those in FIG. 6A.
  • FIG. 6C is a schematic diagram showing another screen display example different from FIGS. 6A and 6B.
  • a ray-sum image 153 and a marker 81d parallel to the sagittal direction superimposed on the ray-sum image 153 are displayed.
  • a marker axial image (simulated image) 155 for designating the division position is displayed, and a marker 81e is displayed on the marker axial image 155 at a position corresponding to the latham image 153. Is displayed. If one of the marker 81d on the Latham image 153 and the marker 81e on the marker axial image 155 is moved by the input unit 10, the other is linked.
  • lung wall images 156 and 157 obtained by division at the position of the marker 81d are displayed.
  • the lung wall images 156 and 157 are lung wall images straddling the left and right lungs, and the lung wall image 156 is the left and right with reference to the position of the marker 81d.
  • the lung wall image 157 is an image of the left and right lungs as viewed from the position of the marker 81d.
  • the “parameter setting” icon 83 is a force different from the icon 84 for changing the marker division direction to the sagittal direction in FIGS. 6A and 6B, and the other displays are the same as those in FIGS. 6A and 6B. That is, the input unit 10 sets the movement direction along at least one of the axial direction, the coronal direction, and the sagittal direction for the marker of the composite information displayed on the monitor 14.
  • the composite information is updated and calculated with respect to the movement of the set marker in the moving direction, and the monitor 14 displays the updated composite information.
  • the maximum projected value image may be used instead of the force laysum image described using the laysum image.
  • the present embodiment it is possible to determine the division position of the lung wall image on the ray image or marker image in which the air region and the tissue region of the lung are reflected.
  • Latham images have a smaller amount of data than three-dimensional images, and because they are close to X-ray images, many doctors can interpret them, so many doctors find mesothelioma through regular medical examinations. This method is superior to the first embodiment.
  • the maximum projection value image can be smaller in data amount than the three-dimensional image, and only the maximum value of the tomographic images accumulated in the three-dimensional space is projected, so that the mesothelioma at the position hidden on the surface is detected. As a method, it is superior to the first embodiment.
  • This embodiment is an embodiment in which when the image displayed in the first embodiment and the second embodiment is rotated! /, The other displayed image is also rotated in conjunction with the rotation.
  • FIG. 7 is a flowchart showing a processing flow of the third embodiment
  • FIGS. 8A and 8B are views showing an example of the display mode of FIG.
  • step S37 one of the images displayed in the first embodiment and the second embodiment is calculated and displayed. Specifically, as shown in FIG. 8A, a three-dimensional image (3D-A) of the lung gas part, a pulmonary apex image, and a lung bottom image (3D-B) are displayed, and the cubic part of the gas part is displayed.
  • Original The process starts with the marker 81e indicating the division position of the lung apex image and the lung bottom image (3D-B1, 3D-B2) displayed in the left-right direction of the image (3D-A). On the screen 80, an axial image 82 corresponding to the marker 81e is also displayed.
  • step S38 the image generation unit lib determines the movement of the marker 81f. If the operator places the cursor 10a of the input unit 10 on the marker 81f and moves the cursor 80a in the vertical direction on the screen 80, the image generating unit lib determines that the marker 81i3 ⁇ 4 has been moved, and proceeds to step S39. If the operator does not move the force 81, go to step S3A. The image generation unit lib also updates the axial image 82 so as to correspond to the position of the marker 81f.
  • step S39 the image generation unit lib divides the lung wall image in the apex direction and the bottom direction at the position of the marker 81f, and the apex image (3D-B1) and the lung image (3D-B2), respectively. Is calculated.
  • the monitor 14 displays the calculated lung apex image (3D-B1) and lung base image (3D-B2), respectively. As a result, the lung wall images (3D-B1) and (3D-B2) are updated as the marker 81f moves.
  • step S3A the image generator lib determines whether or not the three-dimensional image (3D-A) of the gas part of the lung has been rotated.
  • the image generator lib is a three-dimensional image (3D-A) of the gas part of the lung. Proceed to step S3B after detecting the direction of rotational movement. If the operator does not rotate and move the three-dimensional image (3D-A) of the gastric part of the lung, the process proceeds to step S3C.
  • step S3B the image generator lib rotates the lung apex image (3D-B1) and lung bottom image (3D-B2) displayed on the monitor 14 in conjunction with the rotation direction detected in step S3A.
  • step S3C the image generation unit lib determines whether the lung apex image (3D-B1) and the lung bottom image (3D-B2) are rotated.
  • the image generation unit lib reads the lung apex image (3 D-B1). Then, the direction of rotational movement of either one of the lung bottom image (3D-B2) is detected and the process proceeds to step S3D. If the operator does not rotate the lung apex image (3D-B1) and the lung bottom image (3D-B2), the process returns to the main flowchart and the process ends.
  • step S3D the image generator lib rotates the three-dimensional image (3D-A) of the gas part of the lung displayed on the monitor 14 in conjunction with the rotation direction detected in step S3C.
  • FIG. 8B is a schematic diagram showing another aspect of the image display device capable of rotational movement.
  • the icon 83 is displayed.
  • the left and right lungs can be rotated independently for a three-dimensional image of the gas part of the lung (3D-A).
  • Figure 8B shows the right lung rotated 180 ° clockwise and the left lung rotated 180 ° counterclockwise.
  • the image generator lib detects the rotation direction of the three-dimensional image of each gas part of the right lung and left lung, and the right lung and lung bottom image (3D-B2) of the lung apex image (3D-B 1)
  • the left lung of the left lung of the lung apex image (3D-B1) and the left lung of the lung bottom image (3D-B2) are both rotated 180 ° counterclockwise. That is, the input unit 10 sets the rotation direction for the shaded three-dimensional image displayed on the monitor 14, and the CPU 11 rotates the divided fluid region image rotated with respect to the movement in the rotation direction set by the input unit 10. And the monitor 14 displays the divided fluid region image calculated by the CPU 11.
  • the lung apex image (3D-B1) and the lung bottom image (3D-B2) are also rotated in conjunction with each other. Therefore, the lung apex image (3D -B1) and the lung bottom image (3D-B2) in the same viewpoint direction can be confirmed while checking the recess while rotating the three-dimensional image (3D-A) of the gas part of the lung, Visibility to detect mesothelioma can be improved. Furthermore, when the marker 81 is moved, the lung apex image (3D-B1), the lung bottom image (3D-B2), and the axial image 82 are updated corresponding to the position of the marker 81f.
  • a marker 81 was set at a position crossing the concave part, and the axial image 82, apex image (3D-B1), and lung bottom The image (3D-B2) can be visually recognized.
  • the fourth embodiment is an image display device in which an abnormal candidate shadow detection unit (CAD: Computer Aided Detection) function is added to each of the above embodiments.
  • the image generator lib analyzes the pixel value or depth of each pixel, determines suitability of each condition based on the analysis result, and A condition value based on the judgment is set, and the existence of the set abnormal candidate shadow is notified to the reader.
  • the image generation unit lib changes the presented abnormal candidate shadow to a display mode different from the normal area other than the abnormal candidate shadow.
  • FIG. 9 is a flowchart showing a process flow of the fourth embodiment.
  • step S301 one of the images displayed in the first embodiment, the second embodiment, and the third embodiment is calculated and displayed.
  • the marker may interfere with interpretation after setting, so display it with a dotted line 81g!
  • step S302 the image generation unit lib analyzes the density of each pixel of the three-dimensional image of the gas part of the lung. If a three-dimensional image of the gas part of the lung is constructed as a depth image, the depth is analyzed.
  • step S303 the image generation unit lib determines whether or not the power satisfies the predetermined “condition 1” based on the density or depth of each pixel on the three-dimensional image of the gas part of the lung.
  • “Condition 1” is, for example, a condition such as “the density value is smaller than the surrounding area and the area of the low concentration region is smaller than a certain value, and the ratio of the major axis to the minor axis of the small concentration region is smaller than a certain value”. is there. If this condition is satisfied, the process proceeds to step S304. Otherwise, the process proceeds to step S304.
  • step S304 the pixel that the image generation unit lib determines to satisfy is displayed in red.
  • Figure 1 OA is a screen display example in which pixels that satisfy condition 1 are displayed in red.
  • Figure 10A shows a three-dimensional image (3D-A) of the lung's body part, a pulmonary apex image (3D-B1) and a lung bottom image (3D-B2), and surface images.
  • An icon 83, a tomographic image 82 at the position of the marker 81f, and a message 209 indicating the possibility of a disease due to asbestos inhalation are displayed.
  • the part 208 that satisfies condition 1 is displayed in red.
  • step S305 the image generation unit lib determines whether or not "condition 2" is satisfied based on the density or depth of each pixel on the three-dimensional image of the gas part of the lung.
  • ⁇ Condition 2 '' means, for example, ⁇
  • the area S of the low concentration area where the concentration value is smaller than the surrounding area is S1 ⁇ S ⁇ S2, and the ratio R of the major axis to the minor axis R of the small concentration area is R1 ⁇ R and R2 '' And so on. If this condition is satisfied, the process proceeds to step S306; otherwise, the process proceeds to step S307.
  • step S306 the image generation unit lib displays a pixel that is determined to satisfy the condition as a blue color.
  • FIG. 10B is a screen display example in which pixels satisfying condition 2 are displayed in blue.
  • Figure 10B shows a three-dimensional image (3D-A) of the gas part of the lung, a pulmonary apex image (3D-B1) and a lung base image (3D-B2), and icons for instructing each process.
  • a tomographic image 82 at the position of the marker 81f is displayed.
  • the part 218 that satisfies condition 2 is displayed in blue.
  • step S307 the image generation unit lib determines whether or not it is the power to see "condition 3" based on the density or depth of each pixel on the three-dimensional image of the gas part of the lung.
  • ⁇ Condition 3 '' means, for example, ⁇
  • the area S of the low concentration area where the concentration value is smaller than the surrounding area is S4 ⁇ S ⁇ S5, and the ratio of the major axis Z to the minor axis R is R4 ⁇ R ⁇ R5.
  • the CT value CT1 of the corresponding part of the original CT image is a condition such as CTK CT and CT2, etc. If this condition is satisfied, the process proceeds to step S308, and if not, the process returns to the main flow and ends. To do.
  • step S308 the image generation unit lib displays the pixel 228 determined to satisfy the condition 3 in yellow as shown in FIG. 10C.
  • the analysis on the three-dimensional image has been described.
  • the analysis may be performed on the two-dimensional image (slice image) to colorize the corresponding 3D image.
  • the conditions 1 to 3 are used.
  • the number of conditions may be N, and coloration may be performed using display colors indicating that each condition is satisfied.
  • the depressions appearing on the three-dimensional image of the gas portion of the lung tend to be thin, and when there are multiple, there is a tendency to appear radially about one point. There is. Therefore, as a condition for the image generation unit lib to judge, the condition for judging the shape of the recess “the ratio of the minor axis to the major axis of the recess is 3 or more” or when there are a plurality of concave parts, The condition “the straight line connecting the two most distant points of each recess or the intersection of the band-like regions formed by giving a predetermined width to the straight line is within a predetermined range (within a predetermined number of pixels)” may be used.
  • the image generation unit lib determines that there is a disease candidate region due to best inhalation.
  • the monitor 14 displays in the display area 209 a display indicating that the determination has been made, for example, “There may be a mesothelioma”. As a result, the operator's attention can be more alerted.
  • the operator uses the input unit 10 to input values for the user to arbitrarily set, for example, the ratio of the major axis and minor axis, the degree of concentration, and the CT value, and the image generation unit lib determines the values. Configure the power condition value to be updated.
  • the shape of the recess on the three-dimensional image of the gas portion of the lung, the rib shape of the subject obtained from the image data of the subject, or the rib shape for reference stored in the magnetic disk 13 in advance Image generation unit lib may use pattern matching processing to obtain shape correlation
  • the image generation unit lib displays the concave portion using the same display color as the region other than the concave portion on the three-dimensional image of the gas portion of the lung. . Accordingly, it is possible to prevent the visibility from being deteriorated due to the mixture of the concave portion of the three-dimensional image of the gas portion of the lung due to the influence of the ribs and the concave portion of the three-dimensional image of the gas portion of the lung caused by the disease.
  • FIG. 10C is a screen display example in which the concave portion (dotted line display portion) corresponding to the rib is not colored and is displayed in the same display color as the other surface (normal portion) other than the concave portion.
  • Figure 10C shows a three-dimensional image (3D-A) of the lung's body part, a pulmonary apex image (3D-B1) and a lung bottom image (3D-B2), and surface images.
  • a tomographic image 82 at the position of icon 83 and marker 81 g is displayed.
  • a force in which a three-dimensional image (3D-A) of the lung gas portion shows a concave portion by a rib as a dotted line is not necessary to be displayed in an actual screen display.
  • surfaces other than the ribs are displayed using the same display mode as the lungs.
  • it may be displayed in a manner that makes it clear that the concave portion is a rib, such as a dotted line. That is, the CPU 11 analyzes the density information of the shaded three-dimensional image, and the monitor 14 displays the density information force divided fluid region image of the three-dimensional image analyzed by the CPU 11 in different colors.
  • the present embodiment it is possible to display the determination result of the abnormal candidate shadow by changing the display color on the three-dimensional image of the gas portion of the lung, and it is possible to improve the convenience in image diagnosis.
  • the three-dimensional image of the gas portion in which the air existing inside the lung is photographed is calculated. It is not limited to a three-dimensional image of a part, and any image of any part can be used as long as it is a fluid image in a part filled with a uniform fluid among the parts constituting the subject. For example, a blood image in which the blood in the circulation organ of the subject is photographed may be calculated, and the gas portion in which the air located in the extinct organ, ear, nose, and respiratory organ of the subject is photographed The three-dimensional image may be calculated.
  • a blood image existing inside the blood vessel may be calculated by performing the same processing as in the above embodiment based on the three-dimensional image obtained by imaging the blood vessel of the subject. Further, a three-dimensional image of the inner wall of the blood vessel may be calculated together with the blood image.
  • the surface of the blood image has a recess. There is a high possibility that this is a recess formed by pushing blood toward the center of the blood vessel by means of a probe formed on the inner wall of the blood vessel, which is also taken in the three-dimensional image and the inner wall image of the blood vessel.
  • the blood image it is possible to grasp the state of the unevenness formed on the inner wall of the blood vessel even if only this is observed.
  • the same processing as in the above embodiment may be performed to calculate the three-dimensional image of the gas portion existing in the stomach. .
  • On the surface of the three-dimensional image of the gas portion in the stomach there are a concave portion and a convex portion that have reverse patterns such as a soft portion of the stomach wall.
  • the concave portion is a concave portion formed by air being pushed toward the inside of the stomach by a probe formed on the inner wall of the stomach, which is also taken in the three-dimensional image and the stomach wall image.
  • the convex portion is a convex portion formed by gas entering a concave portion of the stomach wall caused by an ulcer.
  • a wall image such as a lung wall image, a blood vessel wall image, or an inner wall image of a stomach is not an axial direction, a sagittal direction, or a direction parallel to the coronal direction. It may be calculated by setting the cutting direction to the direction.
  • the generated image has been described as a three-dimensional image
  • the generated image includes a plurality of two-dimensional images or a plurality of three-dimensional images that clearly show an air portion indicating the lumen of the extracted organ.
  • the present invention can be applied to a so-called four-dimensional image in which a plurality of three-dimensional images obtained are displayed as a moving image.
  • Each embodiment described above includes an input function for selecting and inputting desired image data from a plurality of image data of a subject imaged by the medical image diagnostic apparatus (2), and the selected and input image data.

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Abstract

　本発明の画像表示装置は、医用画像診断装置(2)によって撮影された被検体の複数の画像データから所望の画像データを選択入力する入力部(10)と、入力部(10)によって選択入力された画像データのうち前記被検体の少なくとも空気を含む臓器の流体領域を抽出し、前記抽出された臓器の流体領域の多次元画像を生成する制御部(11)と、前記制御部(11)によって生成された臓器の流体領域の多次元画像を表示する表示部(14)とを備える。

Description

明 細 書
画像表示装置及びプログラム
技術分野
[0001] 本発明は、例えば中皮腫などの被検体の臓器の壁部の膜厚に拡カ ¾病巣を、臓器 中の少なくとも空気を含む流体を三次元的に画像化することで可視化する画像表示 装置及びプログラムに関する。
背景技術
[0002] 従来、画像表示装置は、医用画像診断装置によって得られた被検体の断層像など の医用画像から血管内の血流の三次元画像を構成し、その構成された血流の三次 元画像を表示する。（例えば、特許文献 1)
特許文献 1：特開平 8-154917号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0003] し力しながら、特許文献 1では、血流が血管中に一定方向に常に所定量だけ移動 するものであるから血流の三次元画像ィヒが可能となるものであり、空気などのラジカ ルに移動する流体の画像ィ匕は依然として解決されない問題であった。
[0004] 本発明の目的は、臓器中の少なくとも空気を含む流体を三次元的に画像ィ匕するこ とが可能な画像表示装置及びプログラムを提供することにある。
課題を解決するための手段
[0005] 本発明の画像表示装置は、医用画像診断装置によって撮影された被検体の複数 の画像データから所望の画像データを選択入力する入力手段と、前記入力手段によ つて選択入力された画像データのうち前記被検体の少なくとも空気を含む臓器の流 体領域を抽出し、前記抽出された臓器の流体領域の多次元画像を生成する制御手 段と、前記制御手段によって生成された臓器の流体領域の多次元画像を表示する 表示手段とを備えたことを特徴とする。
[0006] 本発明の画像表示プログラムは、医用画像診断装置 (2)によって撮影された被検体 の複数の画像データから所望の画像データを選択入力する入力機能と、前記選択 入力された画像データのうち前記被検体の少なくとも空気を含む臓器の流体領域を 抽出し、前記抽出された臓器の流体領域の多次元画像を生成する制御機能と、前 記生成された臓器の流体領域の多次元画像を表示する表示機能と、をコンピュータ のプログラムとしてコンピュータに実行させることを特徴とする。 発明の効果
[0007] 本発明によれば、臓器中の少なくとも空気を含む流体を三次元的に画像化すること が可能な画像表示装置及びプログラムを提供することができる。
図面の簡単な説明
[0008] [図 1]本発明の画像表示装置を含むシステムの構成例を示すブロック図である。
[図 2]図 1のシステムの動作例を示すメインフローチャートである。
[図 3]図 1の第 1のサブルーチンを示す図である。
[図 4A]図 3の処理の肺尖、肺底画像の表示例を示す図である。
[図 4B]図 3の処理の縦隔部削除の画像表示例を示す図である。
[図 4C]図 3の処理の半開き表示の画像表示例を示す図である。
[図 4D]図 3の処理の中心投影法による肺尖、肺底画像を示す図である。
[図 4E]図 3の処理の肺尖、肺底画像の視点位置、視線方向と投影面との位置関係を 示す図である。
[図 5]図 1の第 2のサブルーチンを示す図である。
[図 6A]図 5の処理の表示例を示す図である。
[図 6B]図 6Aの他の画像表示例を示す図である。
[図 6C]図 6A,6Bと異なる他の画面表示例を示す図である。
[図 7]図 1の第 3のサブルーチンを示す図である。
[図 8A]図 7の処理の表示例を示す図である。
[図 8B]図 8Aの他の画像表示例を示す図である。
[図 9]図 1の第 4のサブルーチンを示す図である。
[図 10A]図 9の処理の表示例を示す図である。
[図 10B]図 10Aの他の画面表示例を示す図である。
[図 10C]図 10A, 10Bの他の画面表示例を示す図である。 符号の説明
[0009] 2 医用画像診断装置、 10 入力部 (マウス、キーボード)、 11 制御部 (CPU)、 14 表 示部 (モニタ）
発明を実施するための最良の形態
[0010] 以下、本発明を実施するための最良の形態について添付図面を用いて説明する。
なお、発明の実施の形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは 同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
[0011] 〔システム構成〕
図 1は、本実施形態に係る画像表示装置とその周辺装置を含むシステムを示すノヽ 一ドウエア構成図である。
[0012] このシステムは、画像表示装置 1とローカルエリアネットワーク (LAN)3によって接続さ れる医用画像撮影装置 2、画像データベース (DB)4から構成される。
[0013] 画像表示装置 1は、入力部 10〔入力〕と、入力部 10に接続される制御部 (CPU)11、主 メモリ 12及び磁気ディスク 13〔制御〕と、表示部 (モニタ) 14〔出力〕とを有して 、る。
[0014] 〔入力〕
入力部 10は、マウスやキーボードなどの公知の入力デバイスであり、操作者が画像 表示装置の動作条件や処理対象の画像データを設定入力する。具体的には、入力 部 10は、医用画像撮影装置 2によって撮影された被検体の複数の画像データ力ゝら所 望の画像データを選択入力する。
[0015] 〔制御〕
主メモリ 12は磁気ディスク 13から処理対象の画像データと画像処理又は表示処理 プログラムを読み出す。 CPU11は入力部 10によって設定入力された処理対象の画像 データに対して前記動作条件で画像処理又は表示処理プログラムを主メモリ 12にお いて実行させるもので、抽出部 11aと画像生成部 libを有している。磁気ディスク 13は 処理対象の画像データを含む複数の医用画像や種々の画像処理又は表示処理プ ログラムを記憶する。ここでは、 CPU11には、入力部 10によって選択入力された画像 データのうち前記被検体内の流体領域を抽出し、その抽出された流体領域の画像を 算出する動作を行う。 [0016] 〔出力〕
モニタ 14は画像処理又は表示処理プログラムが実行された処理対象の画像データ を表示する。すなわち、 CPU11によって算出された流体領域画像を表示する。
[0017] 医用画像撮影装置 2は、被検体の断層像や三次元画像を含む医用画像を撮影す る。ここでは、医用画像撮影装置 2の代表例を CT装置 2a、 MR装置 2bとする。 CT装置 2aは被検体の多方向からの透過 X線データより被検体の断層像を再構成する。 MR 装置 2bは静磁場中の被検体に傾斜磁場を印加し、被検体に含まれる原子の核磁気 共鳴画像現象を利用して被検体内の内部の情報を画像化する。なお、医用画像撮 影装置は、ここで例示するものに限らず、超音波装置、核医学装置など被検体の断 層像や三次元画像が撮影可能であれば全てを含む。
[0018] LAN3は、自身に接続される画像表示装置 1、医用画像撮影装置 2及び画像 DB4の 相互間のデータ転送を行う
画像データベース 4は、医用画像撮影装置 2が撮影した医用画像を蓄積する。
[0019] 〔システムの動作のメインフローチャート〕
図 2に従ってシステムの動作例の処理を説明する。図 2は、システムの動作のメイン フローチャートである。以下の処理は、操作者が行う入力部 10の操作によって CPU11 が医用画像撮影装置 2や画像 DB4から被検体の肺を撮影した三次元画像データを 読みこんだ後に開始される。操作者は、ステップ S1を開始する前に、三次元画像の 陰影づけの強弱や不透明度の値を予め設定変更をしてもょ 、。操作者がこれらの値 を設定変更しない場合には、画像表示装置 10に初期値設定された値を用いる。
[0020] ステップ S1では、抽出部 11aがしきい値処理などにより肺領域を抽出する。この肺領 域には、組織領域と肺腔領域とが含まれる。組織領域には、さらに肺壁、縦隔、気管 支、血管などの組織が撮影された領域が含まれ、肺腔領域には、肺腔領域中の血管 や、肺腔領域内の気体が撮影された領域が含まれる。
[0021] ステップ S2では、抽出部 11aが、三次元画像データから組織領域の画像データを抽 出し、ステップ S1で抽出した肺領域の画像データカゝら組織領域の画像データを取り 除くことにより肺腔領域の画像データを抽出する。つまり、被検体の所定の臓器領域 を抽出し、その抽出された所定の臓器 (肺)領域の壁部を除いた領域をさらに抽出す ることで前記被検体内の少なくとも空気を含む流体領域を抽出して 、る。ここでは、 流体領域は肺に含まれる空気または気体領域を指し、この空気領域には臓器が分 泌する液体も含まれる。
[0022] ステップ S3では、画像生成部 libが、ステップ S2により抽出された肺腔領域の画像 データに基づいて、サーフェースレンダリング法、デプス法、ボリュームレンダリング（ レイキャスティングく別名 >)法などにより陰影づけすることにより、気体部分の三次 元画像 (3D-A)を算出'表示する。ここでは、各実施形態は、このステップ S3でサブル 一チンコールされる形式で説明する。
[0023] <第一実施形態 >
第一実施形態は、被検体の肺を撮影した三次元画像データに基づ ヽて肺の内部 に存在する流体 (ここでは、気体)が撮影された気体部分の三次元画像を算出、表示 する実施形態である。ここでは、図 3を用いてマーカ 81によって肺臓が二分される形 式で説明される。
[0024] ステップ S31では、画像生成部 libが、ステップ S2により抽出された肺腔領域の画像 データに基づいて、陰影づけすることにより、気体部分の三次元画像 (3D-A)を算出' 表示する。つまり、つまり、 CPU11は、被検体内の流体領域の前記選択入力された画 像データ分より三次元画像を算出し、その算出された三次元画像に陰影づけ処理を 行 、、モニタ 14は前記陰影づけ処理された三次元画像を表示することを行って 、る。
[0025] 例えば、サーフェースレンダリング法を用いる場合、画像生成部 libは、肺腔領域の 輪郭線上の不連続点に所定の画素値を埋め込むことにより輪郭線が連続的となる。 ここで、埋め込む画素値は、血液の画素値 (CT値)よりも高い値が好適である。画像生 成部 libは、この画素値が埋め込まれた断層像を複数積み上げて三次元画像を形 成し、この形成された三次元画像に陰影づけする。これにより、肺腔領域の気体部分 の三次元画像 (3D-A)が算出される。
[0026] また、ボリュームレンダリング法を用いる場合、画像生成部 libは、肺腔領域の画像 を積み上げて三次元画像を形成し、この形成された三次元画像に陰影づけすると、 内部の血管の走行パターンの情報が前記サーフェースレンダリング法によって得ら れる三次元画像に付加される。 [0027] また、ボリュームレンダリング法では、特開 2001-351120号公報に開示された技術臓 器内部が恰も発光して 、るような陰影付技術 (発光 3D)を用いてもょ 、。この発光 3Dで は、がん陰影や肺壁付近を高輝度として強調表示できるため、アスベスト吸入で生じ やす ヽ中皮腫などを診断における発見を容易にする。
[0028] 画像生成部 libは、気体部分の三次元画像 (3D-A)の表面にある凹部を算出する。
ここで、凹部の算出方法は、例えば、特開 2002-325762号公報に開示されている方 法を用いる。画像生成部 libは、算出された凹部には気体でない物質 (気体外部分） が有ると判断し、その判断に基づき算出された凹部を気体部分の三次元画像の凹部 以外の表面とは異なる表示態様に変更する。ここでいう異なる表示態様とは、例えば 表示色、表示模様、輝度のそれぞれか、又はこれらの組み合わせを示す。画像生成 部 libは、異なる表示態様に変更された気体外部分の三次元画像とともに気体部分 の三次元画像 (3D-A)を重畳表示する。
[0029] ステップ S32では、三次元画像 (3D-A)上の分割すべき位置に入力部 10を用いてマ 一力 81をモニタ 14に表示する。画像生成部 libは、該選択された方向と平行なマー 力が三次元画像 (3D-A)に表示される。つまり、 CPU11は、流体領域画像における臓 器領域の分割位置を示すマーカを算出し、その算出されたマーカと流体領域画像と の合成情報を算出し、モニタ 14は、前記算出された合成情報を表示している。そして 、操作者は、入力部 10によってマーカ 81を表示画面上の任意の位置へ設定変更す ると、気体部分の三次元画像 (3D-A)の分割位置を任意の位置に設定変更すること ができる。つまり、前記入力手段 10が、モニタ 14に表示された合成情報のうちのマー 力を任意の位置に設定し、 CPU11は入力部 10によって設定されたマーカの位置に基 づいてそのマーカに分割された流体領域画像を分割流体領域画像として算出し、モ ユタ 14は CPU11によって算出された分割流体領域画像を表示している。
[0030] ステップ S33では、画像生成部 libが、マーカ位置で肺壁領域 (組織領域)の画像デ ータを二分割する。画像生成部 libは、分割されたそれぞれほたは一方)の肺壁の内 面を陰影づけすることにより、肺壁の三次元画像 (3D-B)を算出し、モニタ 14に肺壁の 三次元画像 (3D-B)を表示する。つまり、この表示を一般ィ匕すれば、 CPU11は、分割 流体領域画像を複数の視点方向から算出し、前記モニタ 14は、 CPU11によって算出 された複数の分割流体領域画像を並置してある!/ヽは切り替えて表示して!/ヽる。
[0031] 図 4Aでは、画像生成部 libが、分割位置 81をアキシャル方向と平行な方向とし、そ の分割位置を基準に肺の上部をみた方向の肺尖画像 (3D-B1)と、肺の底部をみた方 向の肺底画像 (3D-B2)とを算出する例が示されている。さらに、この図では気体の三 次元画像 (3D-A)上に、肺壁画像の作成するための分割位置を示すためのマーカ 81 が重畳表示される。また、気体の三次元画像 (3D-A)の右には、マーカ 81の位置に対 応するアキシャル像 (断層像) 82が表示される。画面 80の画像表示領域の左下には、 陰影づけの強弱や不透明度の値を設定 '変更するための「パラメータ設定」用アイコ ン 83が表示されている。ここで当該アイコン 83によって設定されるパラメータには、「投 影方法」、「陰影づけ方法」、「切断方向設定」、「縦隔部削除」、「半開き表示」などが ある。「投影方法」は肺壁画像を算出する際に平行投影又は中心投影を選択する。「 陰影づけ方法」は気体の三次元画像の算出する際の陰影づけ方法として、デブス、 サーフェースレンダリング法、ボリュームレンダリング法などの選択をする。「切断方向 設定」は、肺臓の切断方向として、アキシャル方向、サジタル方向、コロナル方向のい ずれかを設定する。「縦隔部削除」は、図 4Bに示されるように、左右の肺の間に配置 される縦隔部が肺壁を読影する際に肺壁を遮ってしまう場合、縦隔部に相当する領 域を剖り貫いて、縦隔部を非表示にする。つまり、この肺壁が遮られることの回避を一 般化すると、入力部 10は、モニタ 14に表示された分割流体領域画像のうち病理の診 断に寄与しない削除領域を設定し、 CPU11は、入力部 10によって設定された削除領 域に基づいてその削除領域を除いた分割流体領域画像を算出し、モニタ 14は、 CPU 11によって算出された削除領域を除いた分割流体領域画像を表示することになる。
[0032] また、「半開き表示」は、図 4Cに示されるように、三次元の肺壁画像を半開きの状態 で表示して、縦隔部によって肺壁が遮られることを回避する。つまり、この「半開き表 示」を一般化すると、入力部 10は、 モニタ 14に表示された分割流体領域画像に展開 領域を設定し、 CPU11は、入力部 10によって設定された展開領域に基づいてその展 開領域を展開させた分割流体領域画像を算出し、前記モニタ 14は、 CPU11によって 算出された展開領域を展開させた分割流体領域画像を表示することになる。
[0033] 次に、図 4A〜図 4Cに共通する画面 80の表示態様を説明する。画面 80の気体部分 の三次元画像 (3D-A)には、画像生成部 libによって算出された凹部 89が他の表面と 異なる表示色で表示されている。一方、肺尖画像 (3D-B1)には、肺壁が盛り上がった 凸部 90が表示されている。この凹部 89と凸部 90とは、被検体の体内においてかみ合 う位置に存在する。つまり、凸部 90と凹部 89とは、肺壁が盛り上がって凸部 90が形成 された結果、本来、気体が満たされる領域が狭まって凹部 89が形成された関係とい える。
[0034] 画面 80には肺の内部に存在する気体部分の三次元画像 (3D-A)が表示される。こ の気体部分の三次元画像 (3D-A)を見て凹部の有無およびその位置を視認すると、 この凹部の位置に対応する壁に凸部 (異常候補陰影)があると推定できる。よって、内 壁の異常をより把握しやすくなる。特に凹部の表示態様をその他の表面の表示態様 と変えることにより、凹部を強調表示し、より読影者、操作者の注意を喚起することが できる。
[0035] 上記実施形態では、ステップ S1で肺領域を、ステップ S2で肺壁領域を抽出して肺 領域力も肺壁領域を取り除くことにより肺腔領域を抽出したが、肺腔領域の抽出方法 はこの手順に限らない。例えば、まず組織領域を抽出し、組織領域の内側の輪郭線 力も所定画素数分さらに内側の領域を肺腔領域として抽出してもよい。
[0036] 図 4Bは、「縦隔部削除」の画像表示例である。
[0037] 操作者が入力部 10を用いて「縦隔部削除」アイコン 83を機能させると、画像生成部 1 lbは、肺尖画像 (3D-B1)及び肺底画像 (3D-B2)における縦隔付近をマスク処理し、マ スク処理された縦隔部分を非表示処理する。縦隔部分は肺の気体が充満されて 、る 部分と比較すれば X線の吸収量が大き!/、ので、縦隔部分の領域とその他の領域は X 線 CT装置では容易に弁別できる。また、 X線 CT装置と MRI装置を問わずに画像処理 で行う方法もある。画像生成部 libは、肺尖画像 (3D-B1)に含まれる左右の肺の肺壁 領域の重心座標を計測し、その重心座標から所定長の領域をマスク領域とする。こ れにより、領域 91、 92のようにマスク処理された縦隔部分を非表示処理することができ る。肺底画像 (3D-B2)についても肺尖画像と同様の処理が行われる。これにより、肺 壁を観察するために不要な縦隔部が非表示処理され、より肺壁を観察しやすくなる。
[0038] 図 4Cは、「半開き表示」の画像表示例である。 [0039] 操作者が入力部 10を用いて「半開き表示」アイコン 83を機能させると、画像生成部 1 lbは、肺壁の画像データ (組織領域)を左右の肺の中央付近で直線状ある!/、は曲線 状に切断し、マーカ 81に近い部分 (視点位置)を肺尖及び肺底 (奥側)よりもより広く左 右に開いた肺尖画像 (3D- B1 01及び肺底画像 (3D- B2)102を作成する。モニタ 14は 作成された左右に開いた肺尖画像 (3D-B1 01及び肺底画像 (3D-B2 02を表示する 。肺尖画像 (3D-B 101及び肺底画像 (3D-B2 02は、体軸方向における 3D— Aの位 置でアキシャル断面と平行な方向に切断し、更に縦隔付近でサジタル方向と平行な 方向に切断し、そのサジタル方向と平行な方向の切断面を左右に展開した画像であ る。
[0040] 図 4Dは、中心投影法による肺尖画像 111、 112及び肺底画像 113、 114の例を示す 模式図である。画像生成部 libは中心投影法を用いて、肺の内面を広範囲に表示す る。図 4Eは肺尖画像 111、 112及び肺底画像 113、 114の視点位置、視線方向と投影 面との位置関係を示す模式図である。二つの肺尖画像 111、 112は、肺をアキシャル 方向と平行な方向に切断し、肺底側の肺野内に視点位置を設定する。そして、その 視点位置を中心に肺尖方向に視線を向けて投影面 llla、 112aに中心投影したとき の画像である。
[0041] 二つの肺底画像 113、 114は、肺をアキシャル方向と平行な方向に切断し、肺尖側 の肺野内に視点位置を設定する。そして、その視点位置を中心に肺底方向に視線を 向けて投影面 113a、 114aに中心投影したときの画像である。つまり、入力部 10は、モ ユタ 14に表示された分割流体領域画像に対し、中心投影を行うための視点を設定し 、 CPU11は、入力部 10によって設定された視点に基づいて中心投影画像を算出し、 モニタ 14は、 CPU11によって算出された中心投影画像を表示することとなる。
[0042] このように、壁画像を算出する方法として中心投影及び平行投影を選ぶことにより、 操作者が所望する投影に基づく画像を提供することができる。
[0043] 上記では、肺尖画像及び肺底画像を擬似三次元画像として算出したが、肺尖画像 及び肺底画像は 2次元画像、例えば最大値投影画像として算出してもよい。
[0044] また、上記では肺尖画像及び肺底画像を対向配置して表示し、更に気体部分の三 次元画像を並べて表示したが、肺尖画像、肺底画像、気体部分の三次元画像のい ずれか一つを選択して表示できるようにしてもょ 、。
[0045] 〔本実施形態の効果〕
本実施形態では、肺壁画像を気体部分の三次元画像と並列表示したため、気体部 分の三次元画像上で凹部 89を発見すると、すぐに肺壁画像を参照し、その凸部 90の 存在を確認することができる。よって、肺の内壁部に在る病巣、例えば中皮腫などを 明確に可視化することができる。
[0046] <第二実施形態 >
第二実施形態は、第一実施形態の気体の三次元画像に代えて、断層像からレイサ ム画像 (擬似 X線画像)を算出し、この算出されたレイサム画像上で分割位置を設定 する実施形態である。
[0047] 図 5に従って第二実施形態の処理の流れを説明する。図 5は、第二実施形態の処 理の流れを示すフローチャートである。
[0048] ステップ S34では、画像生成部 libが、 S2で肺腔領域を抽出した断層像カゝらレイサム 画像を算出する。レイサム画像は、例えば、入力部 10への操作者力 の設定によつ て読み込まれた断層像データのうち、同一の仮想投影線上に存在する画素値をカロ 算し、加算された値を加算された断層像の枚数で除算して求める。モニタ 14は算出さ れたレイサム画像を表示する。このステップ S35はステップ S2に先行して処理してもよ いし、ステップ 2と並行して処理してもよい。
[0049] ステップ S35では、レイサム画像上の分割すべき位置に入力部 10を用いてマーカ 81 を表示する。
[0050] ステップ S36では、ステップ S32と同様、画像生成部 libが、マーカ位置で肺壁領域 の画像データ (組織領域)を二分割した三次元肺壁画像 (3D- Bl、 3D- B2)を算出する 。モニタ 14は算出された三次元肺壁画像 (3D-B1、 3D-B2)を表示する。つまり、各ス テツプにより、 CPU11は、入力部 10によって選択入力された所望の画像データから前 記流体画像としてレイサム画像を算出し、その算出されたレイサム画像を分割するマ 一力を算出し、その算出されたマーカと前記レイサム画像との合成情報をさらに算出 し、前記モニタ 14は、前記算出された合成情報を表示することとなる。
[0051] 図 6は、上記処理の結果表示される画面表示例を示す模式図である。 [0052] 図 6Aの画面 80には、レイサム画像 133と、そのレイサム画像 133上に重畳表示され たアキシャル方向と平行なマーカ 81とが表示される。また、画面 80に表示された「パラ メータ設定」用アイコン 83は、マーカの分割方向をアキシャル方向とするためのアイコ ン 84、レイサム画像であることを示すアイコン 85が表示されている点で異なる力 その 他の表示は、第一実施形態と同様である。
[0053] 図 6Bは、図 6Aの他の画面表示例を示す模式図である。
[0054] 画面 80には、レイサム画像 133と、そのレイサム画像 133上に重畳表示されたサジタ ル方向と平行なマーカ 81bが表示される。また、画面 80には、分割位置を指定するた めのマーカ用のアキシャル像 (模擬画像) 145が表示され、マーカ用のアキシャル像 14 5上にはレイサム画像 133と対応する位置にマーカ 81cが表示される。レイサム画像 13 3上のマーカ 81b及びマーカ用のアキシャル像 145上のマーカ 81cはどちらが入力部 1 0によってその位置が変更可能となっている。そして、一方のマーカを選択して画面 8 0上を移動させれば他方のマーカが連動する。画面 80の上部には、マーカ 81bの位 置で分割したときの肺壁画像 143、 144が表示される。ここでは、肺壁画像 143、 144を 左肺の肺壁画像とする。肺壁画像 143は、マーカ 81bの位置を基準として縦隔部方向 を見た画像を示し、肺壁画像 144は、マーカ 81bの位置を基準として左肺の左端部側 を見た画像を示している。画面 80に表示されたアイコンは、マーカの分割方向をコロ ナル方向とするためのアイコン 84が表示されている点で図 6Aと異なる力 その他の表 示は図 6Aと同様である。
[0055] 図 6Cは、図 6A、図 6Bと異なる他の画面表示例を示す模式図である。
[0056] 画面 80には、レイサム画像 153と、そのレイサム画像 153上に重畳表示されたサジタ ル方向と平行なマーカ 81dが表示される。また、画面 80には、分割位置を指定するた めのマーカ用のアキシャル像 (模擬画像) 155が表示され、マーカ用のアキシャル像 15 5上にはレイサム画像 153と対応する位置にマーカ 81eが表示される。レイサム画像 15 3上のマーカ 81d及びマーカ用のアキシャル像 155上のマーカ 81eの一方を入力部 10 で移動させれば他方が連動するようになっている。画面 80の上部には、マーカ 81dの 位置で分割したときの肺壁画像 156、 157が表示される。肺壁画像 156、 157は、左右 の肺に跨る肺壁画像であって、肺壁画像 156は、マーカ 81dの位置を基準として左右 の肺の前方を見た画像であり、肺壁画像 157は、マーカ 81dの位置を基準として左右 の肺の後方を見た画像である。「パラメータ設定」用アイコン 83は、マーカの分割方向 をサジタル方向とするためのアイコン 84が図 6A及び図 6B異なる力 その他の表示は 、図 6A及び図 6Bと同様である。つまり、入力部 10は、モニタ 14に表示される合成情報 のうちのマーカをアキシャル方向、コロナル方向、サジタル方向の少なくとも一つの方 向に沿った移動方向を設定し、 CPU11は、入力部 10によって設定されたマーカの移 動方向の移動に対して合成情報を更新算出し、モニタ 14は、前記更新算出された合 成情報を表示することとなる。
[0057] 上記では、レイサム画像を用いて説明した力 レイサム画像に代えて最大投影値画 像を用いてもよい。
[0058] 〔本実施形態の効果〕
本実施形態により、肺の空気領域と組織領域とが映ったレイサム画像またはマーカ 用画像上で肺壁画像の分割位置を決定することができる。
[0059] 特に、レイサム画像は三次元画像よりデータ量を少なくでき、また X線画像に近いの で読影可能な医師も多いので、多くの医師が中皮腫を定期的な健康診断で発見す るやり方として、第一の実施形態より優れている。
[0060] また、最大投影値画像は三次元画像よりデータ量を少なくでき、三次元空間上に 積み上げた断層像の最大値のみを投影するため、表面に隠れる位置にある中皮腫 を発見するやり方として、第一の実施形態より優れている。
[0061] <第三実施形態 >
本実施形態は、第一実施形態及び第二実施形態で表示された画像の!/、ずれかを 回転移動させると、他の表示されて ヽる画像も連動して回転移動する実施形態であ る。
[0062] 図 7は第三実施形態の処理の流れを示すフローチャート、図 8A,Bは図 7の表示態 様の一例を示す図である。
[0063] ステップ S37では、第一実施形態及び第二実施形態で表示された画像のいずれか を算出し、表示させる。具体的には、図 8Aに示すように、肺の気体部分の三次元画 像 (3D-A)と、肺尖画像及び肺底画像 (3D-B)とが表示され、かつ気体部分の三次元 画像 (3D-A)の左右方向に肺尖画像及び肺底画像 (3D-B1、 3D-B2)の分割位置を示 すマーカ 81eが表示された状態で開始される。画面 80には、マーカ 81eに対応するァ キシャル画像 82も表示される。
[0064] ステップ S38では、画像生成部 libがマーカ 81fの移動を判断する。操作者がマーカ 81fに入力部 10のカーソル 10aを合わせ、画面 80の上下方向に移動させれば、画像 生成部 libは、マーカ 81i¾移動されたと判断してステップ S39へ進む。操作者がマー 力 81 移動させな力つた場合には、ステップ S3Aへ進む。また、画像生成部 libは、 アキシャル画像 82もマーカ 81fの位置に対応するように更新する。
[0065] ステップ S39では、画像生成部 libがマーカ 81fの位置で肺壁画像を肺尖方向及び 肺底方向に分割し、それぞれ肺尖画像 (3D-B1)及び肺底画像 (3D-B2)を算出する。 モニタ 14は算出された肺尖画像 (3D- B1)及び肺底画像 (3D- B2)をそれぞれ表示する 。これにより、マーカ 81fの移動に伴って肺壁画像 (3D-B1)、（3D-B2)がそれぞれ更新 される。
[0066] ステップ S3Aでは、画像生成部 libが肺の気体部分の三次元画像 (3D-A)が回転し たカゝ否かを判断する。操作者が肺の気体部分の三次元画像 (3D-A)を回転移動する ように入力部 10のカーソル 10aを操作すると、画像生成部 libは肺の気体部分の三次 元画像 (3D-A)の回転移動の方向を検知してステップ S3Bへ進む。操作者が肺の気 体部分の三次元画像 (3D-A)を回転移動しな力つた場合には、ステップ S3Cへ進む。
[0067] ステップ S3Bでは、画像生成部 libが、モニタ 14に表示されている肺尖画像 (3D-B1) 及び肺底画像 (3D-B2)をステップ S3Aで検知した回転方向と連動して回転させる。
[0068] ステップ S3Cでは、画像生成部 libが肺尖画像 (3D-B1)及び肺底画像 (3D-B2)が回 転したか否かを判断する。操作者が肺尖画像 (3D-B1)及び肺底画像 (3D-B2)を回転 移動するように入力部 10のカーソル 10aを操作すると、画像生成部 libは肺尖画像 (3 D-B1)及び肺底画像 (3D-B2)のいずれか一方の回転移動の方向を検知してステップ S3Dへ進む。操作者が肺尖画像 (3D-B1)及び肺底画像 (3D-B2)の回転移動をしなか つた場合には、メインフローチャートに戻り、処理を終了する。肺尖画像 (3D-B1)及び 肺底画像 (3D-B2)の 、ずれか一方を回転移動すると、肺尖画像 (3D-B1)及び肺底画 像 (3D-B2)のうちの他方の画像も連動して回転する。 [0069] ステップ S3Dでは、画像生成部 libが、モニタ 14に表示されている肺の気体部分の 三次元画像 (3D-A)をステップ S3Cで検知した回転方向と連動して回転させる。
[0070] また、図 8Bは、回転移動が可能な画像表示装置の他の態様を示す模式図である。
[0071] 画面 80には、肺の気体部分の三次元画像 (3D-A)とサーフェイス画像である肺尖画 像 (3D-B1)及び肺底画像 (3D-B2)及び各処理を指示するためのアイコン 83が表示さ れている。図 8Bでは、肺の気体部分の三次元画像 (3D-A)について、左右の肺を独 立して回転させることができる。図 8Bでは、右肺を時計回りに 180° 、左肺を反時計 回りに 180° 回転させた状態を示す。そして、画像生成部 libは、右肺及び左肺の各 気体部分の三次元画像の回転方向を検知し、肺尖画像 (3D-B 1)の右肺及び肺底画 像 (3D-B2)の右肺を共に時計回りに 180° 、肺尖画像 (3D-B1)の左肺及び肺底画像（ 3D-B2)の左肺を共に反時計回りに 180° 回転移動する。つまり、入力部 10は、モニタ 14に表示される陰影づけされた三次元画像に回転方向を設定し、 CPU11は、入力部 10によって設定された回転方向の移動に対して回転した分割流体領域画像を算出 し、モニタ 14は、 CPU11によって算出された分割流体領域画像を表示することとなる。
[0072] 〔本実施形態の効果〕
本実施形態によれば、肺の気体部分の三次元画像 (3D-A)を回転すると、肺尖画像 (3D-B1)及び肺底画像 (3D-B2)も連動して回転する。そのため、肺の気体部分の三 次元画像 (3D-A)を回転させながら凹部を確認しつつ、同じ視点方向の肺尖画像 (3D -B1)及び肺底画像 (3D-B2)を確認でき、中皮腫を発見するための視認性を向上させ ることができる。更に、マーカ 81 移動させると、肺尖画像 (3D- B1)及び肺底画像 (3D -B2)及びアキシャル画像 82がマーカ 81fの位置に対応して更新されるため、例えば肺 の気体部分の三次元画像 (3D- A)に凹部 (中皮腫と疑われる症例)を発見したときに、 その凹部を横切る位置にマーカ 81 設定し、アキシャル画像 82、肺尖画像 (3D-B1) 及び肺底画像 (3D-B2)を視認しゃすくすることができる。
[0073] <第四実施形態 >
第四実施形態は、上記の各実施形態に異常候補陰影検出部 (CAD : Computer Aid ed Detection)機能を付加した画像表示装置である。画像生成部 libは、各画素の画 素値又はデプスを解析し、その解析結果に基づいて各条件の適合性を判断し、その 判断に基づく条件値を設定し、その設定された異常候補陰影の存在を読影者に提 示する。画像生成部 libは提示された異常候補陰影を異常候補陰影以外の正常領 域とは異なる表示態様に変更する。
[0074] 図 9は第四実施形態の処理の流れを示すフローチャートである。
[0075] ステップ S301では、第一実施形態、第二実施形態及び第三実施形態で表示された 画像のいずれかを算出し、表示させる。ここで、マーカは設定後に読影の妨げになる ことがあるので点線 81gで表示して!/、る。
[0076] ステップ S302では、画像生成部 libが、肺の気体部分の三次元画像の各画素の濃 度を解析する。肺の気体部分の三次元画像をデプス画像として構成した場合にはデ プスを解析する。
[0077] ステップ S303では、画像生成部 libが、肺の気体部分の三次元画像上の各画素の 濃度又はデプスに基づいて、所定の「条件 1」を満たす力否かの判定をする。「条件 1 」とは、例えば、「濃度値が周辺より小さくて低濃度領域の面積が一定値より小、濃度 小の領域の長径 Z短径の比が一定値より小さ 、」などの条件である。この条件を満た せば、ステップ S304へ進み、満たさなければステップ S304へ進む。
[0078] ステップ S304では、画像生成部 libが、満たすと判断した画素を赤色表示する。図 1 OAは、条件 1を満たす画素を赤色表示した画面表示例である。図 10Aには、肺の気 体部分の三次元画像 (3D-A)とサーフェイス画像である肺尖画像 (3D-B1)及び肺底画 像 (3D-B2)及び各処理を指示するためのアイコン 83、マーカ 81fの位置における断層 像 82、及びアスベスト吸入による疾患の可能性を指摘するメッセージ 209が表示され ている。肺の気体部分の三次元画像 (3D-A)のうち、条件 1を満たす部分 208が赤色 表示されている。
[0079] ステップ S305では、画像生成部 libが、肺の気体部分の三次元画像上の各画素の 濃度又はデプスに基づいて、「条件 2」を満たすか否かの判定をする。「条件 2」とは、 例えば、「濃度値が周辺より小さくて低濃度領域の面積 Sが S1 < S< S2で、濃度小の 領域の長径 Z短径の比 Rが R1 < Rく R2」などの条件である。この条件を満たせば、 ステップ S306へ進み、満たさなければステップ S307へ進む。
[0080] ステップ S306では、画像生成部 libが、前記条件を満たすと判断した画素を青色表 示する。図 10Bは、条件 2を満たす画素を青色表示した画面表示例である。図 10Bに は、肺の気体部分の三次元画像 (3D-A)とサーフェイス画像である肺尖画像 (3D-B1) 及び肺底画像 (3D-B2)及び各処理を指示するためのアイコン 83、マーカ 81fの位置に おける断層像 82が表示されている。肺の気体部分の三次元画像 (3D-A)のうち、条件 2を満たす部分 218が青色表示されて 、る。
[0081] ステップ S307では、画像生成部 libが、肺の気体部分の三次元画像上の各画素の 濃度又はデプスに基づいて、「条件 3」を見たす力否かの判定をする。「条件 3」とは、 例えば、「濃度値が周辺より小さくて低濃度領域の面積 Sが S4< S< S5で、濃度小の 領域の長径 Z短径の比 Rが R4< R< R5などの条件を満たし、かつ、原 CT画像の対 応する個所の CT値 CT1が、 CTK CTく CT2などの条件である。この条件を満たせば 、ステップ S308へ進み、満たさなければメインフローへ戻り終了する。
[0082] ステップ S308では、画像生成部 libが、図 10Cに示すように、条件 3を満たすと判断 した画素 228を黄色表示する。
[0083] 本実施形態では、三次元画像上での解析を説明したが、 2次元画像 (スライス画像） で解析して、対応する 3D画像上をカラー化してもよい。
[0084] また、本実施形態では、条件 1〜3としたが、条件は N個でもよく各条件を満たすこと を示す表示色を用いてカラー化してもょ 、。
[0085] また、アスベスト吸入による疾患の特徴として、肺の気体部分の三次元画像上に現 れる凹部が長細力つたり、また複数ある場合には 1点を中心に放射状に現れたりする 傾向がある。そこで、画像生成部 libが判断する条件として、凹部の形状を判断する ための条件「凹部の短径及び長径の比が 3以上ある」や、凹部が複数ある場合にその 集中度を図るための条件「各凹部の最も離れた 2点を結ぶ直線またはその直線に所 定幅を持たせて構成した帯状領域の交点が、所定範囲内 (所定画素数内)にある」を 用いてもよい。
[0086] そして、これらの条件を満たす凹部が発見された場合には、画像生成部 libは、ァ スベスト吸入による疾患候補領域があると判断する。モニタ 14は判断されたその旨を 示す表示、例えば「中皮腫がある可能性があります」を表示エリア 209に表示する。こ れにより、操作者の注意をより喚起することができる。 [0087] 操作者は、入力部 10を用いて、例えば長径及び短径の比、集中度、 CT値などをュ 一ザが任意に設定するための値を入力し画像生成部 libが判断すべき条件値を更 新するように構成してちょい。
[0088] また、肺の気体部分の三次元画像上の凹部の形状と、被検体の画像データから取 得した被検体の肋骨形状または予め磁気ディスク 13に格納した参照用の肋骨形状と を、画像生成部 libがパターンマッチング処理を用いて、形状の相関を求めてもよい
[0089] そして、凹部が肋骨形状に一致すると判断した場合には、画像生成部 libは、その 凹部を肺の気体部分の三次元画像上における凹部以外の領域と同じ表示色を用い て表示する。これにより、肋骨の影響による肺の気体部分の三次元画像の凹部と、疾 患に起因する肺の気体部分の三次元画像の凹部とが混在することによる視認性の 低下を防ぐことができる。
[0090] 図 10Cは、肋骨に対応する凹部 (点線表示部)を色付けせず、その凹部以外の他の 表面 (正常な部分)と同じ表示色で表示した画面表示例である。図 10Cには、肺の気 体部分の三次元画像 (3D-A)とサーフェイス画像である肺尖画像 (3D-B1)及び肺底画 像 (3D-B2)及び各処理を指示するためのアイコン 83、マーカ 81 gの位置における断層 像 82が表示されている。図 10Cでは、説明のため肺の気体部分の三次元画像 (3D-A) に点線で肋骨による凹部が図示されている力 実際の画面表示ではこの点線は表示 しなくてもよい。また、肋骨以外の他の表面は、肺と同じ表示態様を用いて表示する。 なお、あえて肋骨の凹部である可能性を操作者または読影者に見せるために点線な ど肋骨による凹部であることがわ力る態様で表示してもよい。つまり、 CPU11は、陰影 づけされた三次元画像の濃度情報を解析し、モニタ 14は、 CPU11によって解析され た三次元画像の濃度情報力 分割流体領域画像を色分け表示することとなる。
[0091] 〔本実施形態の効果〕
本実施形態によれば、肺の気体部分の三次元画像上に表示色を変えて異常候補 陰影の判断結果を表示することができ、画像診断上の利便性を向上させることができ る。
[0092] <その他の実施形態 > 上記実施形態では、被検体の肺野を撮影した三次元画像データに基づいて、肺の 内部に存在する空気が撮影された気体部分の三次元画像を算出したが、流体画像 は、肺の気体部分の三次元画像には限らず、被検体を構成する部位のうち一様な流 体で満たされた部位内の流体画像であればどの部位のどの画像でもよ 、。例えば、 被検体の循環器官内の血液が撮影された血液画像を算出してもよ ヽし、被検体の消 ィ匕器官、耳、鼻、呼吸器官内に位置する空気が撮影された気体部分の三次元画像 を算出してもよい。
[0093] 例えば、被検体の血管を撮影した三次元画像に基づ!/ヽて、上記実施形態と同様の 処理を行い、血管の内部に存在する血液画像を算出してもよい。また、血液画像とと もに血管の内壁の三次元画像を算出してもよい。血液画像の表面には、凹部がある 。これは、三次元画像及び血管の内壁画像にも撮影されている血管内壁にできたポ リーブにより血液が血管の中心方向に押されてできた凹部である可能性が高い。この ように、血液画像を算出することにより、これだけをみても血管の内壁にできた凹凸の 状態を把握することができる。
これにより、造影血管撮影をすることなぐ血管の内部の状態を把握することが期待 できる。
[0094] また、被検体の胃を撮影した三次元画像に基づ!ヽて、上記実施形態と同様の処理 を行い、胃の内部に存在する気体部分の三次元画像を算出してもよい。胃内の気体 部分の三次元画像の表面には、胃壁の柔毛部などの逆パターンとなる凹部と凸部と がある。凹部は、三次元画像及び胃壁画像にも撮影されている胃の内壁にできたポ リーブにより空気が胃の内部方向に押されてできた凹部である可能性が高い。凸部 は、潰瘍により生じた胃壁の凹部に気体が入り込んでできた凸部である。
[0095] このように、胃内の気体部分の三次元画像を算出することにより、これだけをみても 胃の内壁にできた凹凸の状態を把握することができる。これにより、バリウム造影剤を 服用して胃の内壁画像を撮影する胃の X線透視撮影をすることなく、胃の内部の状 態を把握することが期待できる。
[0096] 更にその他の実施形態として、肺壁画像、血管壁画像、胃の内壁画像などの壁画 像は、アキシャル方向、サジタル方向、コロナル方向に平行な方向ではなく任意の方 向に切断方向を設定して算出してもよい。
[0097] また、上記生成される画像は三次元画像で説明したが、上記生成される画像は抽 出された臓器の内腔を示す空気部分を明示する二次元画像や、三次元画像を複数 得て、複数得られた三次元画像を動画的に表示する所謂四次元画像にも適用でき る。
[0098] 以上説明した各実施形態は、医用画像診断装置 (2)によって撮影された被検体の 複数の画像データから所望の画像データを選択入力する入力機能と、前記選択入 力された画像データのうち前記被検体内の流体領域を抽出し、その抽出された流体 領域の画像を算出する制御機能と、前記算出された流体画像を表示する表示機能と 、をコンピュータのプログラムとしてコンピュータに実行させることで、各実施形態の機 能、方法、結果が得られる。

Claims

請求の範囲
[1] 医用画像診断装置によって撮影された被検体の複数の画像データから所望の画 像データを選択入力する入力手段と、
前記入力手段によって選択入力された画像データのうち前記被検体の少なくとも 空気を含む臓器の流体領域を抽出し、前記抽出された臓器の流体領域の多次元画 像を生成する制御手段と、
前記制御手段によって生成された臓器の流体領域の多次元画像を表示する表示 手段と、を備えたことを特徴とする画像表示装置。
[2] 前記制御手段は、前記入力手段によって選択入力された画像データのうち前記被 検体の臓器領域を抽出する第 1の抽出手段と、前記抽出された臓器領域からその壁 部を抽出する第 2の抽出手段と、前記抽出された臓器領域の壁部に基づき少なくとも 空気を含む臓器の流体領域を抽出する第 3の抽出手段を有することを特徴とする請 求項 1に記載の画像表示装置。
[3] 前記制御手段は、前記抽出された臓器の流体領域を前記複数の画像データ分準 備し、それらの準備された複数の画像の臓器の流体領域より臓器の流体領域の三次 元画像を生成する画像生成手段を有することを特徴とする請求項 1に記載の画像表 示装置。
[4] 前記制御手段は、前記算出された流体領域画像における臓器領域の分割位置を 示すマーカを算出し、その算出されたマーカと前記流体領域画像との合成情報を算 出し、
前記表示手段は、前記算出された合成情報を表示することを特徴とする請求項 1 乃至 3の何れか 1項に記載の画像表示装置。
[5] 前記入力手段は、前記表示手段に表示された合成情報のうちのマーカを任意の位 置に設定し、
前記制御手段は、前記入力手段によって設定されたマーカの位置に基づいてその マーカに分割された流体領域画像を分割流体領域画像として算出し、
前記表示手段は、前記制御手段によって算出された分割流体領域画像を表示す ることを特徴とする請求項 4に記載の画像表示装置。
[6] 前記制御手段は、前記分割流体領域画像を複数の視点方向から算出し、 前記表示手段は、前記制御手段によって算出された複数の分割流体領域画像を 並置してあるいは切り替えて表示することを特徴とする請求項 5に記載の画像表示装 置。
[7] 前記入力手段は、前記表示手段に表示された分割流体領域画像のうち病理の診 断に寄与しない削除領域を設定し、
前記制御手段は、前記入力手段によって設定された削除領域に基づいてその削 除領域を除いた分割流体領域画像を算出し、
前記表示手段は、前記制御手段によって算出された削除領域を除いた分割流体 領域画像を表示することを特徴とする請求項 5に記載の画像表示装置。
[8] 前記入力手段は、前記表示手段に表示された分割流体領域画像に展開領域を設 定し、
前記制御手段は、前記入力手段によって設定された展開領域に基づいてその展 開領域を展開させた分割流体領域画像を算出し、
前記表示手段は、前記制御手段によって算出された展開領域を展開させた分割流 体領域画像を表示することを特徴とする請求項 5に記載の画像表示装置。
[9] 前記入力手段は、前記表示手段に表示された分割流体領域画像に対し、中心投 影を行うための視点を設定し、
前記制御手段は、前記入力手段によって設定された視点に基づいて中心投影画 像を算出し、
前記表示手段は、前記制御手段によって算出された中心投影画像を表示すること を特徴とする請求項 5に記載の画像表示装置。
[10] 前記制御手段は、前記入力手段によって選択入力された所望の画像データから前 記流体画像としてレイサム画像を算出し、その算出されたレイサム画像を分割するマ 一力を算出し、その算出されたマーカと前記レイサム画像との合成情報をさらに算出 し、
前記表示手段は、前記算出された合成情報を表示することを特徴とする請求項 1 乃至 3の何れか 1項に記載の画像表示装置。
[11] 前記入力手段は、前記表示手段に表示される合成情報のうちのマーカをアキシャ ル方向、コロナル方向、サジタル方向の少なくとも一つの方向に沿った移動方向を設 定し、
前記制御手段は、前記入力手段によって設定された前記マーカの移動方向の移 動に対して合成情報を更新算出し、
前記表示手段は、前記更新算出された合成情報を表示することを特徴とする請求 項 10に記載の画像表示装置。
[12] 前記入力手段は、前記表示手段に表示される陰影づけされた三次元画像に回転 方向を設定し、
前記制御手段は、前記入力手段によって設定された回転方向の移動に対して回 転した分割流体領域画像を算出し、
前記表示手段は、前記制御手段によって算出された分割流体領域画像を表示す ることを特徴とする請求項 4に記載の画像表示装置。
[13] 前記制御手段は、前記陰影づけされた三次元画像の濃度情報を解析し、
前記表示手段は、前記制御手段によって解析された三次元画像の濃度情報から 分割流体領域画像を色分け表示することを特徴とする請求項 1に記載の画像表示装 置。
[14] 前記制御手段は、前記入力手段によって選択入力された画像データのうち前記被 検体の臓器領域を抽出する第 1の抽出手段と、前記抽出された臓器領域からその壁 部を抽出する第 2の抽出手段と、前記抽出された臓器領域の壁部に基づき少なくとも 空気を含む臓器の流体領域を抽出する第 3の抽出手段と、前記抽出された臓器の 流体領域を前記複数の画像データ分準備し、それらの準備された複数の画像の臓 器の流体領域より臓器の流体領域の三次元画像を生成する画像生成手段とを有す ることを特徴とする請求項 1に記載の画像表示装置。
[15] 医用画像診断装置によって撮影された被検体の複数の画像データから所望の画 像データを選択入力する入力機能と、
前記選択入力された画像データのうち前記被検体の少なくとも空気を含む臓器の 流体領域を抽出し、前記抽出された臓器の流体領域の多次元画像を生成する制御 機能と、
前記生成された臓器の流体領域の多次元画像を表示する表示機能と、 をコンピュータのプログラムとしてコンピュータに実行させることを特徴とする画像表示 プログラム。
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