JP2001095795A - 医療用画像作成方法および装置、並びに記録媒体 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】微細な血管内腔の３次元画像をより正確に作成
できるようにする。 【解決手段】血管内腔抽出処理において、ステップＳ２
１１では各横断像毎に下行大動脈の内腔の最大画素値が
測定され、ステップＳ２１２では対象血管と同横断面に
位置する下行大動脈、両者のバルサルバ洞からの距離の
差の情報と循環時間、心拍数に基づいて前記測定ステッ
プで測定された前記最大画素値の造影剤の到着状況を補
正する。そしてステップＳ２１３では血管内腔の抽出基
準となるパラメータとして、基準値と前記補正ステップ
で補正された前記最大画素値との差の所定の比率にあた
る値を設定し、その横断面に位置する血管内腔抽出の下
限閾値として採用。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、コンピュータ断層
装置等により得られた横断像から血管内腔の３次元画像
を作成することに関し、特に冠動脈等細い血管の内腔の
３次元画像をより正確に作成することを可能とした医療
用画像作成に関する。

【０００２】

【従来の技術】近年、各種ＣＴ装置の発達、データの高
精度化、データ取得の高速化等により、比較的容易に人
体臓器の３次元画像を得ることが可能となってきてい
る。人体の臓器の３次元画像は、ＣＴ装置やＭＲＩ装置
等を用いて対象部位の撮影を行い、得られた一連の横断
像から対象となる臓器を抽出し、各種の画像処理を施し
た上で３次元的に再構成することによって得られる。こ
のように作成された３次元画像により対象物の形状の認
識が直感的にできるため、病変の３次元的構造の把握に
極めて有用である。

【０００３】例えば電子ビームＣＴ装置を例に挙げる
と、２次元横断像を構成する画素（ピクセル）や３次元
モデルを構成する画素（ボクセル）は、ＣＴ値（ＭＲＩ
データの場合、ＮＭＲ信号強度）で表現される（本明細
書においては、画素に与えられている値を画素値と呼ぶ
ことにする）。一般にＣＴ値は、空気を-1000 Hounsfie
ld Unit（ＨＵ）、水を０ＨＵとし、血管壁や造影され
ていない血液はおおよそ０〜100ＨＵである。また血管
周囲にある脂肪組織はおおよそ-100ＨＵである。血管内
腔の３次元画像を得るためには、血管内に造影剤を注入
して撮影を行う。電子ビームＣＴでは一心拍に一枚のス
ライスを撮影するためスライス枚数分の撮影時間が必要
となるが、その間の造影状態は、患者間はもちろん同一
患者内でも横断面毎に差が生じるのはやむを得ない。造
影状態は造影剤の濃度、撮影のタイミング等に依存し、
その指標として同横断面上の血管の平均ＣＴ値や最大Ｃ
Ｔ値等が考えられるが、簡易な最大ＣＴ値を例に取ると
最大ＣＴ値は内腔の中心に位置することが多く（辺縁に
位置する場合は石灰化や人工物の可能性が高い）、実際
には200ＨＵ以上であることが多く、部位によっては500
ＨＵを越えることもあり造影状態は一様でないことがわ
かっている。

【０００４】従来の３次元画像作成方法では、血管内腔
を抽出する際に対象物と不要領域を区別するために、例
えば、閾値を設定したり透明率及び色情報（色調）を各
画素値に対応させて対象物を抽出している。この場合、
血管の部位や各横断面毎の造影状態に関係なく、閾値、
透明率、または色調の値は画一的に設定されている。例
えば冠動脈内腔を抽出する際には陰影表面表示（Shaded
Surface Display）法が使用されているが、ＣＴ値の下
限閾値を80又は100ＨＵに固定している例が多い。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、先に述
べたように血管内腔の造影状態は一様でなく、血管内腔
抽出時の閾値、透明率または色調を画一的な値に固定し
て３次元画像を作成する場合、部分容積効果も加わり、
偽狭窄や偽欠損、血管が間延びするきしめん現象等が発
生する恐れがある。本発明は、このような状況に鑑みて
なされたものであり、血管内腔の３次元画像を従来の方
法より正確に作成できるようにしたものである。

【０００６】

【課題を解決するための手段】上述の目的を達成するた
めに、本発明の医療用画像作成方法は、コンピュータ断
層撮像装置等で造影剤を用いて撮影された一連の横断像
から、細い血管内腔の３次元画像を作成する医療用画像
作成装置であって、各横断面に位置する大動脈内腔の最
大画素値を測定する測定ステップと、前記血管内腔の抽
出の基準となるパラメータとして、基準値と前記最大画
素値との差の所定の比率を設定し、血管内腔を抽出する
抽出ステップとを備えることを特徴とする。これによ
り、大動脈の内腔の値を用いて、正確に細い血管像を抽
出することができる。また、特定部位からの、細い対象
血管と前記大動脈、両者の距離の差の情報、循環時間お
よび心拍数に基づいて造影剤の到着状況を推定する推定
ステップと、前記推定ステップで求めた到着状況で、前
記測定手段で測定された前記最大画素値を補正する補正
ステップとをさらに備えることで、より正確に細い血管
像を抽出することができる。このようにして、一連の画
像から３次元画像を作成した場合、血管内腔の輪郭を従
来の３次元画像作成方法より正確に抽出することができ
る。

【０００７】前記抽出ステップは、基準値（例えば、冠
動脈周囲はおおよそ-100ＨＵを持つ脂肪であることが多
いため-100ＨＵを基準値とする）と補正された前記最大
画素値との差の所定の比率、例えば70％にあたる値を前
記パラメータとして設定することができる。

【０００８】上述の方法を実施できる装置および上述の
方法をコンピュータに実装させることができるプログラ
ムを格納した記録媒体も本発明である。

【発明の実施の形態】

【０００９】以下、本発明の一実施の形態を図面を参照
して説明する。図１は、本発明に係わる医療画像作成装
置の構成例を示すブロック図である。なお本実施の形態
ではShaded Surface Display法を用いて冠動脈血管内腔
の３次元画像を作成するものとする。

【００１０】図１に示した構成例において、撮像装置１
０１は例えば電子ビームＣＴ装置であり、図示せぬ被検
体の関心領域を撮像し、得られたＣＴ画像データ（以
下、適宜、横断像とも表記する）をＤＩＣＯＭ（Digita
l Image and Communications in Medicine）と呼ばれる
医療データの共通フォーマットで保存装置１０２に保存
または情報処理装置１０４に出力するようになされてい
る。光磁気ディスク装置等で構成される保存装置１０２
は、撮像装置１０１より出力されたＣＴデータを着脱可
能な保存媒体１０３に一時的に保存する。情報処理装置
１０４は、例えば３次元グラフィックス処理ができるワ
ークステーションであり、画像を格納するメモリ、及び
各種周辺装置を制御するＣＰＵ等が具備されている。ま
た情報処理装置１０４では、撮像装置１０１から直接、
または保存媒体１０３に保存されているＣＴデータを入
力することができる。作成途中における画像や作成され
た３次元画像等を表示するための表示装置１０６（ＬＣ
Ｄ，ＣＲＴ等）が接続されている。情報処理装置１０４
に指示等を入力できるキーボード等の入力装置１０５が
付属している。これらにより情報処理装置１０４で撮像
装置１０１から直接出力された、又は保存媒体１０３か
ら読み出された一連のＣＴ画像データに基づいて３次元
画像を作成することができる。

【００１１】次に、以上のように構成された医療用画像
作成装置の動作を、図２のフローチャートを参照して説
明する。先ずステップＳ１１１では撮像装置１０１によ
り被検体の対象部位の撮像が行われる。例えば、気管分
岐部から心臓下部までの約６ｃｍの範囲がスライス幅1.
5ｍｍで一心拍に一枚、合計40枚の横断像として撮影さ
れる。なお予め被検体に造影剤が注入されているものと
する。そして得られた一連の横断像は、保存装置１０２
により保存媒体１０３に保存される。次に、ステップＳ
１１２に移り、情報処理装置１０４は保存媒体１０３に
保存されている一連の横断像を読み出し、これらの横断
面毎に血管の抽出処理を行う。ここでステップＳ１１２
における血管の抽出処理について図３〜図８を用いて説
明する。図３は、心臓の左心室とその栄養血管である冠
動脈を示す図であり、同図においては、説明の便宜上、
説明に不用な両心房、右室、血管等は省略してある。ま
た図の垂直方向は被検体の体軸方向を示しており、水平
方向は被検体の左右の方向を示している。心臓２０１の
左心室から上側（体軸の頭側に伸びる上行大動脈２０２
は、大動脈弓２０６を介して下行大動脈２０７と続いて
おり、上行大動脈２０２の起始部であるバルサルバ洞２
０３からは、右に右冠動脈２０４、左に左冠動脈２０５
が伸びている。心臓２０１の左心室から上行大動脈２０
２に駆出された血液の一部はバルサルバ洞２０３から右
冠動脈２０４及び左冠動脈２０５に流れ、残りの血液
は、図では省略された腕頭動脈、左総頸動脈、左鎖骨下
動脈にも流れながら、大動脈弓２０６を介して下行大動
脈２０７に流れる。

【００１２】図３のＡ−Ａ'線における横断像（断面
図）を図４に示す。なお同図の垂直方向は被検体の前側
（腹側）と後側（背側）の方向を示しており、水平方向
は被検体の左右の方向を示している。図４においてバル
サルバ洞２０３から伸びる左冠動脈２０５は、左前下行
枝２０５Ａと左回旋枝２０５Ｂの合計２本の冠動脈（以
下右冠動脈２０４、左前下行枝２０５Ａ、および左回旋
枝２０５Ｂを適宜、単に冠動脈と言う）に分岐してい
る。従来の技術において記述したように血管内腔を抽出
する場合、抽出の基準となるパラメータ（Shaded Surfa
ce Displayの場合ＣＴ値の下限閾値）としてどのような
値を設定するかによって血管内腔の辺縁を正確に抽出で
きるか否かが左右される。そこで本発明者は以下の方法
１及び方法２を用いて冠動脈の血管径を測定し、どちら
の方法がより正確な血管径を得られるかの比較を行っ
た。なお冠動脈径の基準データとして電子ビーム撮影の
前日に行われた既存の冠動脈造影データをもちいた定量
的冠動脈造影（ＱＣＡ：Quantitative Coronary Angiog
raphy）での測定値が用いられた。

【００１３】図４のＣ地点の血管径を測定する。一連の
横断面から、原断面とは異なる方向の横断面を計算によ
り求めて表示する多断面再構成法（ＭＰＲ：Multiplana
r Reconstruction）を用いて、図４におけるＣ地点での
血管の長軸面に相当する面を作成する（図５参照）。方
法１では、さらに図５におけるＣ地点での血管長軸に垂
直な短軸面（図６に示す）を作成し、これをＣ地点にお
ける血管走行に垂直な断面とする。断面でＱＣＡと同じ
読みとり方向の径ａを電子ビームＣＴでの血管径とし
た。測定の際、血管の辺縁を明瞭にするためwindow wid
thを０に設定し、window levelをそれぞれ80，100，12
0，140ＨＵとすることでShaded Surface Displayにおけ
る血管内腔抽出時のＣＴ値の下限閾値（以下、単に閾値
と略記する）をそれぞれ80，100，120，140ＨＵに設定
した場合の血管径に相当すると考えた。測定結果と対応
する基準データ（ＱＣＡデータ）との差の平均と標準偏
差を４つの条件で算出したところ、差の平均値は、閾値
を100ＨＵに設定した場合に相当する条件が最も０に近
いという結果が得られた。標準偏差は４つの条件間に差
は見られなかった。

【００１４】一方、方法２では各部位の長軸に垂直方向
のＣＴ値の分布を示すプロファイルカーブを求める。例
えばＣ地点での血管の長軸面を示す図５で血管の長軸に
垂直方向にあたるＢ−Ｂ'線上におけるＣＴ値の分布を
示すプロファイルカーブを図７に示す（結果としてＱＣ
Ａの読みとり方向と同じとなった）。対象物の周囲にあ
る物質の値を基準値として、左右の基準値とプロファイ
ルカーブでの最大ＣＴ値との差の50，60，70，80％に相
当する高さのカーブ間の距離（図７では、基準値-100Ｈ
Ｕと最大ＣＴ値との差の70％に相当する高さのカーブ間
の距離ｂを示している）を測定し、方法１と同様に測定
値と基準データ（ＱＣＡデータ）との差の平均および標
準偏差を算出した。差の平均値は最大ＣＴ値の70％に相
当する高さのカーブ間の距離が最も０に近いという結果
が得られた。標準偏差は４つの条件間に差は見られなか
った。

【００１５】方法２での差の標準偏差は方法１に比較し
て有意に小であり、これにより血管内腔の辺縁を正しく
抽出するには、血管のどの部位に対しても画一的な閾値
を設定するよりも、基準値と各部位の血管内腔の最大Ｃ
Ｔ値との差の所定の比率（ここでは70％が最適）の値を
血管抽出時の下限閾値として設定する方法、すなわち部
位別閾値を用いる方法がより適切であるということがわ
かった。

【００１６】ところが実際の臨床の現場でめいめいの患
者の冠動脈、それぞれの部位毎に、上述のプロファイル
カーブ方法を用いて冠動脈の部位別閾値を設定するのは
不可能である。そこで図４を再度参照すると、冠動脈が
存在する横断像には必ず下行大動脈２０７が存在する。
この最大ＣＴ値を測定して同横断面に存在する冠動脈の
最大ＣＴ値に代用すると容易になると考えた。しかし冠
動脈と下行大動脈２０７の造影状態は、図３に示すよう
にバルサルバ洞から両者の距離に差があるため造影剤が
到着するのに僅かな時相のずれが存在する。そのため、
両者のバルサルバ洞からの距離の差と循環時間、心拍数
を用いて補正することによりほぼ同じ時相とすることが
できる。すなわち各横断像毎に同一横断像上にある下行
大動脈の内腔の最大ＣＴ値（一般的には内腔の中心に位
置する）を測定し、おおよその距離の差と循環時間、心
拍数等の情報に基づいて造影剤の到着状況を補正し、補
正された値を同横断面上の冠動脈の最大ＣＴ値つまり同
横断面の造影状態を示す指標とみなし、基準値とその補
正された最大ＣＴ値との差の所定の比率、例えば70％に
あたる値をその横断面上に存在する冠動脈の下限閾値と
して採用することができる。

【００１７】以上を踏まえ、ステップＳ１１２の血管内
腔抽出処理では図８に示す処理を実行する。ステップＳ
２１１において情報処理装置１０４は各横断像毎に下行
大動脈の内腔のほぼ中心に位置する最大ＣＴ値を測定す
る。この際ユーザ（検査者）が入力装置１０５又はその
他のポインティングデバイス等を用いて、各横断面毎に
下行大動脈の内腔の中心（明らかに石灰化やアーチファ
クトでは無い部分）を指定し、情報処理装置１０４は指
定された部分のＣＴ値を最大ＣＴ値とする。なお下限閾
値を80ＨＵや100ＨＵ等の値に設定してShaded Surface
Displayでおおよその下行大動脈の３次元画像を作成
し、その画像内の下行大動脈の始点と終点をユーザが徒
手的に指定し、情報処理装置１０４が下行大動脈の横断
面毎の最大ＣＴ値を自動的に測定することも可能であ
る。そして情報処理装置１０４は、同横断面上の下行大
動脈と冠動脈のバルサルバ洞からの距離の差と循環時
間、心拍数等の情報に基づいて測定された最大ＣＴ値の
造影剤の到着状況を補正する（ステップＳ２１２）。続
いてステップＳ２１３において指定された基準値（ここ
では-100ＨＵと指定）と補正された最大ＣＴ値の差の所
定の比率、例えば70％にあたる値を同横断面上に位置す
る冠動脈の閾値として設定し、血管の内腔を抽出する。
このとき横断面番号１乃至４０までの横断像に設定され
る冠動脈の閾値の一例を図９に示す。図９において折れ
線Ｐは各横断像に含まれる下行大動脈の最大ＣＴ値を示
す。図３でわかるように同横断面の冠動脈と下行大動脈
では冠動脈の方がバルサルバ洞にはるかに近い。血液の
循環時間は心拍出量等に依存するが、正常で腕―舌時間
（肘静脈から舌の動脈までの時間）は10〜16秒、腕―肺
時間（肘静脈から肺の毛細血管までの時間）は４〜８秒
である。多くの研究で大動脈血流速は正常でおおよそ１
ｍ／secとされており冠動脈と下行大動脈のバルサルバ
洞からの距離の差が例えば30ｃｍとしたら造影剤は下行
大動脈には同横断面の冠動脈より0.3秒遅れて到着する
ことになる。撮影は一心拍に一枚であるため、例えば心
拍数が60回／分であれば撮影は１秒毎に行われたこと、
すなわち各横断面間は１秒の時間差がある。この例では
折れ線Ｐの0.3秒前（３／10横断面間隔前）の最大ＣＴ
値が同横断面の冠動脈の最大ＣＴ値に近似するのではと
仮定でき、これを補正最大ＣＴ値として折れ線Ｑとす
る。折れ線Ｒは、基準値（ここでは-100ＨＵ）と補正さ
れた最大ＣＴ値との差の70％にあたる値を示し、この値
が各横断面毎の冠動脈内腔を抽出する閾値として設定さ
れる。また比較のため、従来において閾値と設定されて
いたＣＴ値を直線Ｓとして示す。この図を見ると、全て
の横断像に対して一律の閾値を設定する従来の場合と比
較して、本発明の場合、各々の横断像毎に（即ち造影剤
の到着状況に応じて）異なる閾値、即ち部位毎に応じた
閾値が設定されていることがわかる。

【００１８】このようにして血管内腔の抽出が行われた
後、図２のステップＳ１１３に戻り、情報処理装置１０
４は、一連の横断像から血管内腔が抽出された画像（領
域抽出像）から補間処理を施して３次元モデルを構築
し、また構築された３次元モデルに対して投影処理およ
び陰影処理等の公知の各種画像処理を施し３次元画像を
作成する。そしてステップＳ１１４において作成された
３次元画像（再構成画像）が表示装置１０６により表示
される。

【００１９】以上においては、冠動脈内腔を抽出する際
の閾値を設定する場合について述べたが、例えば脳血管
等、その他の細い血管についても同様に、その付近の太
い血管の内腔の最大ＣＴ値に基づいて閾値を決定するこ
とができる。また画像を構成する各々のＣＴ値に対し
て、それぞれ任意の透明度や色調などを設定するVolume
Rendering techniqueの場合についても本発明を適応す
ることが可能である。例えば図１０は各ＣＴ値と透明率
の対応を示す図である。図１０（ａ）は、任意のグラフ
を書き込む場合を示しており、図１０（ｂ）は300ＨＵ
を100％とし、０ＨＵ以下及び600ＨＵ以上を０％に設定
する場合を示している。この例では300ＨＵを頂点にし
ているが、本発明では、この頂点の値を各横断面毎に変
更することも可能である。また本実施の形態において
は、電子ビームＣＴ装置より得られたＣＴ画像データに
対して設定する閾値について述べたが、ＭＲＩ装置等に
より得られた画像データに対しても本発明を適用するこ
とができる。なお、上記各種の処理を行うコンピュータ
プログラムは、磁気ディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、またはフ
ロッピーディスク等の記録媒体を介するか、ネットワー
クなどを介してユーザに伝送し、必要に応じて内蔵する
ＲＡＭやハードディスクなどに記録して利用させるよう
にすることができる。

【００２０】

【発明の効果】以上の如く、本発明の医療用画像作成に
よれば、細い血管と同横断面に位置する下行大動脈内
腔の最大ＣＴ値を測定し、血管の抽出の基準となるパ
ラメータとして各横断面毎の基準値と最大ＣＴ値との差
の所定の比率にあたるＣＴ値を設定し、各横断面毎の閾
値を設定して血管内腔を抽出することにより、細い血管
の３次元画像を正確に作成することができる。特に、
冠動脈と下行大動脈両者のバルサルバ洞からの距離、循
環時間、心拍数等の情報に基づいて造影剤の到着状況を
推定して最大ＣＴ値を補正することで、より正確に細い
血管の画像を作成することが可能となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】 本発明に係わる医療用画像作成装置の概略構
成を示すブロック図である。

【図２】 図１の医療用画像作成装置の動作を説明する
フローチャートである。

【図３】 心臓とその近辺の血管の様子を説明する図で
ある。

【図４】 図３のＡ−Ａ'線における断面図である。

【図５】 図４のＣ地点における血管２０５Ａの長軸像
である。

【図６】 図５のＣ地点における血管２０５Ａの長軸に
垂直方向な血管の短軸像である。

【図７】 図５のＣ地点における血管２０５Ａの長軸に
垂直方向な血管のプロファイルカーブである。

【図８】 図２の血管抽出処理を説明するフローチャー
トである。

【図９】 スライス番号１乃至４０までの横断像に設定
される冠動脈の閾値の一例を示す図である。

【図１０】 ＣＴ値と透明率の対応関係を示す図であ
る。

【符号の説明】

１０１ 撮像装置、 １０２ 保存装置、 １０３ 保
存媒体、１０４ 情報処理装置、１０５ 入力装置、１
０６ 表示装置、２０１ 心臓、２０２ 上行大動脈、
２０３ バルサルバ洞、２０４ 右冠動脈、２０５ 左
冠動脈、２０５Ａ左前下行枝、２０５Ｂ 左回旋枝、２
０６ 大動脈弓、２０７ 下行大動脈

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 コンピュータ断層撮影装置等で造影剤を
   用いて撮影された一連の横断像から、細い血管内腔の３
   次元画像を作成する医療用画像作成方法であって、 各横断面に位置する大動脈内腔の最大画素値を測定する
   測定ステップと、前記血管内腔の抽出の基準となるパラ
   メータとして、基準値と前記最大画素値との差の所定の
   比率を設定し、前記血管内腔を抽出する抽出ステップと
   を備えることを特徴とする医療用画像作成法。
2. 【請求項２】 特定部位からの、細い対象血管と前記大
   動脈、両者の距離の差の情報、循環時間および心拍数に
   基づいて造影剤の到着状況を推定する推定ステップと、
   前記推定ステップで求めた到着状況で、前記測定手段で
   測定された前記最大画素値を補正する補正ステップとを
   さらに備えることを特徴とする請求項１に記載の医療用
   画像作成方法。
3. 【請求項３】 コンピュータ断層撮像装置等で造影剤を
   用いて撮影された一連の横断像から、細い血管内腔の３
   次元画像を作成する医療用画像作成方法であって、各横
   断面に位置する大動脈内腔の最大画素値を測定する測定
   手段と、 前記血管の抽出基準となるパラメータとして、基準値と
   前記最大画素値との差の所定の比率を設定し、前記血管
   内腔を抽出する抽出手段とを備えることを特徴とする医
   療用画像測定装置。
4. 【請求項４】 特定部位からの、細い対象血管と前記大
   動脈、両者の距離の差の情報、循環時間、および心拍数
   に基づいて造影剤の到着状況を推定する推定手段と、 前記推定手段で推定された到着状況で、前記測定手段で
   測定された前記最大画素値を補正する補正手段とを備え
   ることを特徴とする医療用画像測定装置。
5. 【請求項５】 請求項１又は２記載の医療用画像作成方
   法をコンピュータに実施させるためのプログラムを記録
   したことを特徴とする記録媒体。