JP3948280B2

JP3948280B2 - Three-dimensional image display apparatus and tomography apparatus

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Publication number: JP3948280B2
Application number: JP2002001398A
Authority: JP
Inventors: 清人園木
Original assignee: Shimadzu Corp
Current assignee: Shimadzu Corp
Priority date: 2002-01-08
Filing date: 2002-01-08
Publication date: 2007-07-25
Anticipated expiration: 2022-01-08
Also published as: JP2003203247A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、複数枚の断層画像からなる三次元立体画像のうちの観察対象内の任意の視点から外側に向かって見た三次元的な画像である擬似三次元画像、つまり、観察対象の内部を内視鏡で見たような画像（以下、適宜に「内視鏡的画像」と呼ぶ）を生成して表示する三次元画像表示装置および断層撮影装置に係り、特に、観察対象を高精度に抽出するための技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
医用分野においては、例えば、被検体のＸ線ＣＴ画像を取得するＸ線ＣＴ装置や、被検体のＭＲＩ（磁気共鳴画像）を取得するＭＲＩ装置や、被検体の超音波断層画像を取得する超音波断層画像装置など、種々の断層撮影装置が用いられている。これらの断層撮影装置には、例えば、後述するような擬似三次元画像（三次元的に見せた画像）を生成して表示するための三次元画像表示装置が備えられている。三次元画像表示装置は、断層撮影で得られた被検体の関心部位についての複数枚の断層画像からなる三次元立体画像のうちの所望の観察対象を抽出するように、この三次元立体画像の全体に対して単一の値のしきい値を設定し、このしきい値を用いて２値化処理することで観察対象を抽出した三次元立体画像を生成する。そして、この三次元画像表示装置は、観察対象を抽出した２値化処理後の三次元立体画像を任意の視点から見た擬似三次元画像（三次元的に見せた画像）を、次に説明する投影法を用いて生成して、モニタなどに表示している。
【０００３】
上述の２値化処理後の三次元立体画像から擬似三次元画像を得る方法としては、視点と投影面とを与え、視点と投影面との間に存在する三次元原画像（複数枚の断層画像からなる）を、その投影面に視点から見たように投影する２種類の投影法（平行投影法と中心投影法）がある。平行投影法は、三次元立体画像のうちの観察対象（例えば臓器など）を、その外側から見た擬似三次元画像（以下、適宜に「外観的画像」と呼ぶ）として構成することに優れたものである。中心投影法は、特開平７−２１０７０４号公報に記載されているように、三次元立体画像のうちの観察対象（例えば血管や器官など）内の任意の視点から外側に向かって見た三次元的な画像である擬似三次元画像、つまり、観察対象の内部を内視鏡で見たような画像（内視鏡的画像）として構成することに優れたものである。近年では、この外観的画像の取得以外に、観察対象の内側から見た内視鏡的画像を得たいという必要性が高まってきており、平行投影法は外観的画像を生成するためのものであることから、上述の内視鏡的画像の生成の際には中心投影法が採用されている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、このような構成を有する従来例装置の場合には、次のような問題がある。すなわち、観察対象（例えば血管や器官など）の内部を内視鏡で見たような画像である内視鏡的画像を得るためには、複数枚の断層画像からなる三次元立体画像のうちの観察対象を抽出するために、この三次元立体画像全体に対して単一の値のしきい値を設定して２値化処理し、２値化処理後の断層画像を投影面に投影することになるが、例えば血管を観察する場合には、造影剤の流入の程度により血管の壁面付近での画素値が必ずしも一定値ではない、つまり、血管壁面の画素値が周方向にばらついていたり、血管壁面の画素値が血管経路に沿ってばらついていたりなどすることから、正確な血管の壁面抽出が困難であり、観察対象を高精度に抽出することができないという問題がある。上述したように、三次元立体画像内の観察対象（例えば臓器など）を、その外側から見た擬似三次元画像（外観的画像）を生成する場合には、観察対象を外観視するという観点から観察対象の壁面抽出の正確さはさほど問題にはならないが、三次元立体画像内の観察対象（例えば血管や器官など）を、その内側から見た擬似三次元画像（内視鏡的画像）を生成する場合には、観察対象の壁面が正確に抽出されていないことが致命的な問題となる。
【０００５】
また、ＭＲＩ（磁気共鳴画像）のように検査法や個人（被検体）により画素値が大きく変わるような場合には、適切なしきい値を設定することがさらに困難であり、観察対象を高精度に抽出することができないという問題がある。
【０００６】
この発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、観察対象を高精度に抽出することができる三次元画像表示装置および断層撮影装置を提供することを目的とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
この発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとる。
すなわち、請求項１に記載の三次元画像表示装置は、（ａ）被検体を断層撮影して得られた複数枚の断層画像からなる三次元立体画像のうちの所望の観察対象の内部でこの観察対象の経路に沿って複数個の検出点を設定する検出点設定手段と、（ｂ）前記検出点設定手段で設定された検出点毎に設定される、検出点を含む検出面毎に画素値の平滑化処理を施し、この平滑化処理後の検出面内で検出点から外側に向かう直線検出経路上での画素値の微分係数を算出していきこの微分係数の極点を示す候補点での画素値を、観察対象の壁面抽出のためのしきい値としてそれぞれ算出し、平滑化処理前の元の検出面毎に、それに対応するしきい値でもって二値化して観察対象の壁面を抽出した断層画像をそれぞれ生成する抽出手段と、（ｃ）観察経路上の任意の点である視点から投影面までの間に位置する、前記抽出手段で生成した壁面抽出後の断層画像を、視点から投影面に投影して、その視点から見た三次元的な画像である擬似三次元画像を作成する画像作成手段と、（ｄ）前記画像作成手段で作成された擬似三次元画像を表示する表示手段とを備えていることを特徴とする。
【０００８】
（作用・効果）請求項１に記載の三次元画像表示装置によれば、観察対象の内部でこの観察対象の経路に沿って設定される複数個の検出点毎に検出面を設定し、検出面毎に画素値の平滑化処理を施し、この平滑化処理後の検出面における直線検出経路上での画素値の変化を検出して、検出面毎に観察対象の壁面を抽出するためのしきい値を算出しているので、画素値の変化を検出する際の細かいノイズ成分を除去でき、観察対象の壁面上の点を候補点として正確に選ぶことができ、観察対象の壁面抽出のためのしきい値をより正確に算出することができ、観察対象の壁面を正確に抽出することができ、観察対象を高精度に抽出した擬似三次元画像を得ることができる。さらに、平滑化処理前の元の検出面毎に、それに対応するしきい値でもって観察対象の壁面を抽出した断層画像をそれぞれ生成するので、平滑化処理後の検出面から観察対象の壁面を抽出した断層画像を生成する訳ではないので、擬似三次元画像の画質を低下させることもない。
【０００９】
また、請求項２に記載の三次元画像表示装置は、請求項１に記載の三次元画像表示装置において、前記抽出手段は、前記検出面を、検出点を含みかつ観察経路に垂直な検出面とすることを特徴とする。
【００１０】
（作用・効果）請求項２に記載の三次元画像表示装置によれば、検出点を含みかつ観察経路に垂直な検出面内でこの検出点から外側に向かう直線検出経路上での画素値の変化を検出しているので、観察対象の壁面抽出のためのしきい値をより正確に算出することができ、観察対象をさらに高精度に抽出した擬似三次元画像を得ることができる。
【００１１】
また、請求項３に記載の三次元画像表示装置は、請求項１または請求項２に記載の三次元画像表示装置において、前記抽出手段は、前記平滑化処理後の検出面毎に、この検出面内で検出点から放射状に延びる複数本の直線検出経路上での画素値の微分係数を算出していきこの各直線検出経路上での微分係数の極点を示す各候補点での画素値の平均値を、観察対象の壁面抽出のためのしきい値としてそれぞれ算出することを特徴とする。
【００１２】
（作用・効果）請求項３に記載の三次元画像表示装置によれば、平滑化処理後の検出面毎に、この検出面内で検出点から放射状に延びる複数本の直線検出経路上での画素値の微分係数を算出していきこの各直線検出経路上での微分係数の極点を示す各候補点での画素値の平均値を、観察対象の壁面抽出のためのしきい値としてそれぞれ算出するので、観察対象の壁面抽出のためのしきい値をより正確に算出することができ、観察対象をさらに高精度に抽出した擬似三次元画像を得ることができる。
【００１３】
また、請求項４に記載の三次元画像表示装置は、請求項１または請求項２に記載の三次元画像表示装置において、前記抽出手段は、前記平滑化処理後の検出面毎に、この検出面内で検出点から放射状に延びる複数本の直線検出経路上での画素値の微分係数を算出していきこの各直線検出経路上での微分係数の極点を示す各候補点での画素値の中央値を、観察対象の壁面抽出のためのしきい値としてそれぞれ算出することを特徴とする。
【００１４】
（作用・効果）請求項４に記載の三次元画像表示装置によれば、平滑化処理後の検出面毎に、この検出面内で検出点から放射状に延びる複数本の直線検出経路上での画素値の微分係数を算出していきこの各直線検出経路上での微分係数の極点を示す各候補点での画素値の中央値を、観察対象の壁面抽出のためのしきい値としてそれぞれ算出するので、観察対象の壁面抽出のためのしきい値をより正確に算出することができ、観察対象をさらに高精度に抽出した擬似三次元画像を得ることができる。
【００１５】
また、請求項５に記載の断層撮影装置は、請求項１から請求項４のいずれかに記載の三次元画像表示装置を備えたことを特徴とする。
【００１６】
（作用・効果）請求項５に記載の断層撮影装置によれば、観察対象の壁面を正確に抽出することができ、観察対象を高精度に抽出した擬似三次元画像を取得できる断層撮影装置を得ることができる。
【００１７】
なお、本明細書は、次のような三次元画像処理方法に係る発明も開示している。
【００１８】
（１）（Ａ）複数枚の断層画像からなる三次元立体画像のうちの観察対象の内部でこの観察対象の経路に沿って複数個の検出点を設定する検出点設定過程と、（Ｂ）検出点毎に設定される検出面毎に、検出面内で検出点から外側に向かう直線検出経路上での画素値の変化を検出して観察対象の壁面抽出のためのしきい値をそれぞれ算出し、検出面毎に、それに対応するしきい値でもって観察対象の壁面を抽出した断層画像をそれぞれ生成する抽出過程と、（Ｃ）観察経路上の任意の点である視点から投影面までの間に位置する、前記抽出過程で生成した壁面抽出後の断層画像を投影面に投影して、その視点から見た三次元的な画像である擬似三次元画像を作成する画像作成過程とを備えたことを特徴とする三次元画像処理方法。
【００１９】
（作用・効果）上記発明によれば、観察対象の内部でこの観察対象の経路に沿って設定される複数個の検出点毎に検出面を設定し、検出面毎に、観察対象の壁面を抽出するためのしきい値を算出して設定していくことができる、つまり、観察対象の経路に沿ってしきい値を算出して設定していくことができるので、観察対象の壁面を正確に抽出することができ、観察対象を高精度に抽出した擬似三次元画像を得ることができる。
【００２０】
（２）前記（１）に記載の三次元画像処理方法において、（Ｄ）前記画像作成過程で作成された擬似三次元画像を表示する表示過程を備えていることを特徴とする三次元画像処理方法。
【００２１】
（作用・効果）上記発明によれば、観察対象を高精度に抽出した擬似三次元画像を表示することができる。
【００２２】
【発明の実施の形態】
続いて、この発明の一実施例を図面を参照しながら説明する。
図１はこの発明の断層撮影装置の一実施例であるマルチスライスタイプのＸ線ＣＴ装置の全体構成を示すブロック図であり、図２は実施例のＸ線ＣＴ装置の撮像系の概略構成を示す模式図であり、図３はＸ線検出器におけるＸ線検出素子の配列状態を示す平面図である。
【００２３】
この実施例のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線ファンビームＦＢ（以下、適宜にＸ線ビームＦＢと略称する。）を被検体Ｍに照射するＸ線源としてのＸ線管１と、多数のＸ線検出素子２ａがＸ線ビームＦＢの広がり方向（横への広がり）にライン状に配列されているとともにＸ線ビームＦＢの照射に伴ってＸ線検出データを各Ｘ線検出素子２ａ毎に出力する多チャンネル型のＸ線検出器２とが被検体Ｍを挟んで対向配置されているＸ線撮像機構３と、Ｘ線管１及びＸ線検出器２を対向配置状態を維持したまま被検体Ｍの体軸Ｚ周りに回転させるためにガントリＧに配設された撮像機構回転駆動部４と、被検体Ｍを載置したまま被検体Ｍの体軸Ｚの方向（紙面と垂直な方向）に往復移動してガントリＧ内を出入りする天板５となどを備えている。
【００２４】
このＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線ＣＴ撮影が実行される場合、被検体Ｍを載置した天板５を被検体Ｍの体軸Ｚの方向（紙面と垂直な方向）に移動させて、Ｘ線管１及びＸ線検出器２を被検体Ｍの体軸Ｚ周りに回転させながら、Ｘ線管１からＸ線ビームＦＢが被検体Ｍに照射されるのに伴ってＸ線検出器２から出力されるＸ線検出データ（Ｘ線検出信号）に基づいて、適切な画像再構成処理が行われて、被検体Ｍの体軸Ｚに直交する体軸断層画像（Ｘ線ＣＴ画像）が最終的に作成されるよう構成されている。以下、実施例のＸ線ＣＴ装置の各部構成を具体的に説明する。
【００２５】
Ｘ線撮像機構３は、図１に示すように、ガントリＧの内部でＸ線管１の前方の位置にＸ線管１から出射されるＸ線ビームを整形するためのコリメータ１ａを備えている。このコリメータ１ａによってＸ線管１から出射されるＸ線ビームがファン（扇状）の形に整えられる構成となっている。
【００２６】
さらに、このＸ線ＣＴ装置は、マルチスライスタイプであるので、Ｘ線検出器２は、Ｘ線ビームＦＢの広がり方向に沿ってライン状に配列されているＸ線検出素子２ａからなるＸ線検出素子配列ライン２Ａ（素子列）は１列ではなく、図２及び図３に示すように、複数列（この実施例では、例えば４列）のＸ線検出素子配列ライン２Ａが被検体Ｍの体軸Ｚの方向に隣接して続くようにして配設されていて、一度（１スキャン）に４スライス面のＸ線検出データが得られる、つまり、４スライス面画像（４枚の体軸断層画像）が得られることから、実施例のＸ線ＣＴ装置は、広い撮影範囲の撮影に適する装置となっている。なお、各Ｘ線検出素子配列ライン２Ａにおけるチャンネル数（Ｘ線検出素子２ａの数）は、通常、約１０００前後であり、この実施例の場合は例えば１０００チャンネルとする。
【００２７】
撮像機構回転駆動部４は、図１に示すように、モータ６の回転力がプーリ７及びベルト８を介して回転リング９に伝達されるのに伴ってこの回転リング９を回転させるように構成されている。Ｘ線撮像機構３のＸ線管１及びＸ線検出器２は回転リング９に固定されており、モータ６の正転又は逆転により回転リング９が連動して回転するのに従い、Ｘ線管１とＸ線検出器２が被検体Ｍの体軸Ｚ周りに回転する。なお、この撮像機構回転駆動部４は、撮像機構制御部１０からのコントロールにより必要な回転駆動動作を実行する構成となっている。
【００２８】
また、照射制御部１１は、主制御部１６からの設定照射条件に従って、高電圧発生部１１ａのＸ線管１への管電圧・管電流等を制御する。Ｘ線管１からのＸ線ビームＦＢの照射に伴ってＸ線検出器２から出力されるＸ線検出データは、データ収集部（ＤＡＳ）１３により収集されてディジタル変換された上で後段へ出力される。
【００２９】
さらに、天板５は、天板駆動部１２のコントロールにより被検体Ｍの体軸Ｚの方向に往復移動させられるように構成されている。したがって、天板５と天板駆動部１２とにより、被検体Ｍに対しＸ線管１およびＸ線検出器２を被検体Ｍの体軸Ｚの方向に沿って相対的に移動させる位置移動手段が構成されていることになる。なお、撮像機構制御部１０や照射制御部１１あるいは天板駆動部１２のコントロールは、操作卓やマウスなどの入力用機器１４等からの入力操作や撮影進行状況に応じて主制御部１６から適時に送出される指令信号などに従って実行される構成になっている。
【００３０】
一方、実施例のＸ線ＣＴ装置は、データ収集部１３の後段において、Ｘ線検出器２から出力されるディジタル信号のＸ線検出データに対してＸ線検出素子２ａ間の感度バラツキ等による誤差を補正するデータ前処理部１５ａと、このデータ前処理部１５ａによる前処理済のＸ線検出データに基づき画像再構成処理を行う再構成処理部１５と、最終的に得られる体軸断層画像（Ｘ線ＣＴ画像）を記憶するＣＴ画像メモリ１７を備えている。またこの他に、Ｘ線ＣＴ装置は、入力用機器１４等からの入力操作や主制御部１６の指令等に従ってＸ線ＣＴ画像などを表示する表示用モニタ１８も備えていている。また、このＸ線ＣＴ装置に、Ｘ線ＣＴ画像をフィルムなどに印刷して出力する画像焼付け器等を備えるようにしてもよい。
【００３１】
再構成処理部１５は、データ前処理部１５ａから出力される前処理済のＸ線検出データを処理に必要な期間格納しておく検出データメモリ２０と、この検出データメモリ２０から出力される前処理済のＸ線検出データ、つまり、走査各位置で得られたＸ線検出器２のＸ線検出データを、画像再構成処理して、被検体Ｍの体軸Ｚに直交する体軸断層画像（「アキシャル面像」とも呼ばれる。）を生成する画像再構成部２１とを備えている。つまり、再構成処理部１５では、１スキャン分のＸ線検出器２のＸ線検出データを画像再構成処理して、４枚の体軸断層画像が得られる。なお、主制御部１６は、オペレータによる入力用機器１４からの各指示などに従って、複数枚の体軸断層画像を積み上げて構成される三次元立体画像や、複数枚の体軸断層画像のうちで指示された所定の１枚の体軸断層画像など、各種の画像を表示用モニタ１８に出力させる。
【００３２】
さらに、この実施例装置は、図１に示すように、ＣＴ画像メモリ１７の後段において、再構成処理部１５で生成された被検体Ｍの複数枚の体軸断層画像からなる三次元立体画像のうちの所望の観察対象（例えば、血管や器官など）内の任意の視点から外側に向かって見た三次元的な画像である擬似三次元画像、つまり、観察対象の内部を内視鏡で見たような画像（内視鏡的画像）を生成して表示するための三次元画像表示装置２２を備えている。
【００３３】
三次元画像表示装置２２は、後述するように、検出点設定部２３と抽出部２４と画像作成部２５と表示用モニタ１８とを備えている。
【００３４】
検出点設定部２３は、図４（ａ）に示すように、被検体Ｍを断層撮影して得られた複数枚の体軸断層画像Ａからなる三次元立体画像Ｒに対して、図４（ａ），（ｂ）に示すように、三次元立体画像Ｒのうちの所望の観察対象Ｋの内部でこの観察対象Ｋの経路に沿って複数個の検出点Ｆを設定するためのものである。具体的には、検出点設定部２３は、オペレータによる入力用機器１４の操作に従って、表示用モニタ１８の画面上に表示された三次元立体画像Ｒの観察対象Ｋの内部でこの観察対象Ｋの経路に沿って複数個の検出点Ｆを設定するものである。なお、図４（ａ）に示すように、三次元立体画像Ｒには、観察対象Ｋ以外に、例えば破線で示す別の対象物などが含まれている。また、検出点Ｆ間の相互距離は、オペレータによる手動操作で個別に自在に設定することもできるし、画像の分解能に比例する適切な間隔となるように自動で設定することもできる。
【００３５】
抽出部２４は、図４（ｂ），図５に示すように、検出点設定部２３で設定された検出点Ｆ毎に設定される、検出点Ｆを含む検出面ＡＫ毎に、検出面ＡＫ内で検出点Ｆから外側に向かう直線検出経路Ｌ上での画素値の変化を検出して観察対象Ｋの壁面抽出のためのしきい値をそれぞれ算出する。さらに、この抽出部２４は、検出面ＡＫ毎に、それに対応するしきい値でもって観察対象Ｋの壁面を抽出した断層画像をそれぞれ生成するものである。なお、このように観察対象Ｋの壁面を抽出したそれぞれの断層画像を積み上げると、図６に示すような、観察対象Ｋの壁面が高精度に抽出された三次元立体画像ＲＡが生成される。
【００３６】
具体的には、抽出部２４は、図４（ｂ）に示すように、検出点設定部２３で設定された検出点Ｆ毎に設定される検出面ＡＫを、検出点Ｆを含みかつ観察経路ＫＬに垂直な検出面ＡＫとしている。さらに、この抽出部２４は、図５に示すように、検出面ＡＫ毎に、この検出面ＡＫ内で検出点Ｆから放射状に延びる複数本の直線検出経路Ｌ上での画素値の変化を検出して観察対象Ｋの壁面抽出のためのしきい値をそれぞれ算出している。また、抽出部２４は、検出面ＡＫ毎に画素値の平滑化処理を施し、この平滑化処理後の検出面ＡＫにおける直線検出経路Ｌ上での画素値の変化を検出して観察対象Ｋの壁面抽出のためのしきい値をそれぞれ算出し、平滑化処理前の元の検出面ＡＫ毎に、それに対応するしきい値でもって観察対象Ｋの壁面を抽出した断層画像をそれぞれ生成している。
【００３７】
画像作成部２５は、観察経路ＫＬ上の任意の点である視点から投影面までの間に位置する、抽出部２４で生成した壁面抽出後の断層画像を、視点から投影面に投影して、つまり、中心投影法による座標変換を行って、その視点から見た三次元的な画像である擬似三次元画像を作成するものである。
【００３８】
ここで、中心投影法による座標変換について、以下に詳述する。中心投影法による投影面への各断層画像の投影に当っての、各断層画像の画素座標の投影面上の変換への変換は次のように行われる。
【００３９】
図７に示す例では、説明を簡単にするために、投影面および断層画像面、さらにはｘ−ｙ面が各々平行であるように座標系をとっている。この図７において、ｘ，ｙ，ｚは三次元座標系（ｘ，ｙ，ｚ）の各軸、ｅ点（ｘ１，ｙ１，ｄ１）は視点ｅの位置、Ｐ点（Ｘ，Ｙ）は投影面（表示画面に相当する）３１上の点、Ｓ点（ｘ０，ｙ０，ｄ０）はｅ点（ｘ１，ｙ１，ｄ１）およびＰ点（Ｘ，Ｙ）を通る直線３２と断層画像３３Ａとの交わる点である。
【００４０】
また、Ｄは投影面３１のｚ軸上の位置で、任意に設定可能である。ｄ０は断層画像３３Ａのｚ軸上の位置で、計測時に決まる。ｄ１は視点ｅ点のｚ座標である。これによれば、次の式が成り立つ。
【００４１】
Ｘ＝｛（Ｄ−ｄ１）／（ｄ０−ｄ１）｝×（ｘ０−ｘ１）＋ｘ１ … （１）
Ｙ＝｛（Ｄ−ｄ１）／（ｄ０−ｄ１）｝×（ｙ０−ｙ１）＋ｙ１ … （２）
ｘ０＝｛（ｄ０−Ｄ）／（ｄ１−Ｄ）｝×（ｘ１−ｘ）＋Ｘ … （３）
ｙ０＝｛（ｄ０−Ｄ）／（ｄ１−Ｄ）｝×（ｙ１−ｙ）＋Ｙ … （４）
【００４２】
投影された画像を投影面３１に相当する表示画面（図示省略）上に、例えば縦５１２画素×横５１２画素で表示するとき、Ｘ，Ｙは「−２５６」から「＋２５６」までの値をとる。それぞれのＸ，Ｙに対してｄ０の断層画像３３Ａ上では、上述の（３），（４）式によりｘ０，ｙ０が決まり、どの点が投影すべきかがきまる。断層画像３３は複数枚あって、ｄ０も複数個あるので、１組のＸ，Ｙに対して複数の投影すべき点ｘ０，ｙ０が決まる。
【００４３】
同様の座標系において、断層画像３３Ａの他にも断層画像３３Ｂ〜３３Ｅを用意し、ｙ軸方向から見た図を図８に示す。この図８において、断層画像３３Ａ〜３３Ｅは同一の対象物について同一方向に等間隔で得られた断層画像（図示例では等間隔であるが、必ずしも等間隔である必要はない）であり、断層画像３３Ｂには、臓器領域Ｂ１，Ｂ２，Ｂ３が強調して書いてある。臓器領域Ｂ１，Ｂ２，Ｂ３を投影面３１に投影すると、Ｂ１’，Ｂ２’，Ｂ３’となる。同様に、断層画像３３Ｃの臓器領域Ｃ１，Ｃ２を投影面３１に投影すると、Ｃ１’，Ｃ２’となる。
【００４４】
ここで、投影データ（ここでは、Ｂ１’，Ｂ２’，Ｂ３’；Ｃ１’，Ｃ２’）を表示メモリ（図示省略）に書く時は、三次元的効果を出すために、視点ｅから見てより遠くに存在する投影データを先に書き込み、それより近くの投影データは後から上書きする。したがってここでは、投影データＣ１’，Ｃ２’より投影データＢ１’，Ｂ２’，Ｂ３’の方が視点ｅより遠くに存在するので、投影データＢ１’，Ｂ２’，Ｂ３’を先に書いて、投影データＣ１’，Ｃ２’は後から上書きすることになる。なお、図８では、投影データＢ１’，Ｂ２’，Ｂ３’；Ｃ１’，Ｃ２’は各々投影面３１から離して示しているが、これは表示メモリに書き込む投影データＢ１’，Ｂ２’，Ｂ３’；Ｃ１’，Ｃ２’の順番をわかり易くしたために過ぎず、最初に書かれる投影データＢ１’，Ｂ２’，Ｂ３’も、それに上書きされる投影データＣ１’，Ｃ２’も実際には投影面３１上に書かれる。
【００４５】
以上のような中心投影法による座標変換を、表示画面に相当する投影面３１上の全ての点について行う。また、視点ｅから投影面３１までの間に存在する全ての断層画像３３について行う。
【００４６】
なお、この実施例では、図７に示すように、説明を簡単にするために、投影面および断層画像面、さらにはｘ−ｙ面が各々平行であるように座標系をとって説明してきたが、投影面と断層画像面が平行でない場合や、視点、投影面および断層画像面がより複雑な位置関係をもった場合であっても、中心投影法による座標変換が好適に行われる。
【００４７】
表示用モニタ１８は、画像作成部２５で作成された擬似三次元画像を表示する。
【００４８】
なお、上述した検出点設定部２３が本発明の検出点設定手段に相当し、上述した抽出部２４が本発明の抽出手段に相当し、上述した画像生成部が本発明の画像生成手段に相当し、上述した表示用モニタ１８が本発明の表示手段に相当する。
【００４９】
続いて、以上に述べた構成を有する実施例のＸ線ＣＴ装置による内視鏡的画像の生成の進行プロセスを、図９を参照しながら説明する。図９は実施例装置による内視鏡的画像の生成の進行状況を示すフローチャートである。
【００５０】
〔ステップＳ１〕被検体Ｍの関心部位をＸ線ＣＴ撮影してデータ収集を行う。具体的には、オペレータが入力用機器１４からＸ線ＣＴ撮影開始の指令を入力すると、被検体Ｍの体軸Ｚ周りにＸ線管１とＸ線検出器２とが回転し、Ｘ線管１からのＸ線ビームＦＢの照射とＸ線検出器２から出力されるＸ線検出データの収集が始まる。Ｘ線検出器２のＸ線検出データは、データ前処理部１５ａで前処理されて検出データメモリ２０に格納される。なお、必要があればＸ線管１とＸ線検出器２との体軸Ｚ周りの回転中に、天板５を被検体Ｍの体軸Ｚ方向に移動させることもある。
【００５１】
〔ステップＳ２〕前述のステップＳ１でのデータ収集に基づいて画像再構成を行う。具体的には、画像再構成部２１は、検出データメモリ２０に格納された前処理済みのＸ線検出データを画像再構成処理して、１スキャンで被検体Ｍの４枚の体軸断層画像Ａ（４スライス面画像）を逐次に生成してＣＴ画像メモリ１７に記憶させていき、一連の断層撮影で得られた複数枚の体軸断層画像Ａを積み重ねた三次元立体画像Ｒを表示用モニタ１８に出力する。表示用モニタ１８は、例えば図４に示すような、複数枚の体軸断層画像Ａからなる三次元立体画像Ｒを表示する。
【００５２】
〔ステップＳ３〕検出点設定部２３は、オペレータによる入力用機器１４の操作に従って、表示用モニタ１８の画面上に表示された三次元立体画像Ｒの観察対象Ｋの内部でこの観察対象Ｋの経路に沿って複数個の検出点Ｆを設定する（図４参照）。なお、この実施例では、検出点Ｆ間の相互距離を、画像の分解能に比例する適切な間隔となるように設定している。つまり、検出点Ｆ間の間隔が広すぎたり狭すぎたりしないように設定しているのである。なお、上述したステップＳ３が検出点設定過程に相当する。
【００５３】
〔ステップＳ４〕抽出部２４は、図４（ｂ）に示すように、検出点設定部２３で設定された検出点Ｆ毎に設定された、検出点Ｆを含みかつ観察経路ＫＬに垂直な検出面ＡＫ毎に、図５に示すように、この検出面ＡＫ内で検出点Ｆから放射状に延びる複数本（この実施例では８本）の直線検出経路Ｌ上での画素値の変化を検出して観察対象Ｋの壁面抽出のためのしきい値をそれぞれ算出する。
【００５４】
具体的には、また、抽出部２４は、検出面ＡＫ毎の断層画像に対して画素値の平滑化処理を施し、この平滑化処理後の検出面ＡＫにおける直線検出経路Ｌ上での画素値の変化を検出して観察対象Ｋの壁面抽出のためのしきい値をそれぞれ算出する。例えば、図５に示すように、検出点Ｆを中心とする円周を等分割（必ずしも等分割である必要はない。）し、平滑化処理後の検出面ＡＫ内で検出点Ｆから放射状に延びる各直線検出経路Ｌ上での画素値の変化をそれぞれ検出する。直線検出経路Ｌ上の画素値の微分係数を算出すると、図５に破線で示すように、観察対象Ｋの壁面（例えば血管や器官など）に位置する箇所では微分係数の極大点が存在しこれを候補点Ｃとして取り出す。
【００５５】
なお、図５では直線検出経路Ｌ上には単一の候補点Ｃしか図示していないが、直線検出経路Ｌ上に複数の候補点Ｃが存在する場合も考えられる。このような場合には、直線検出経路Ｌ上の候補点Ｃのうちで検出点Ｆに最も近いものを、例えば観察対象Ｋの壁面であるとし、その候補点Ｃの画素値を取り出す。必要であれば、観察対象の大きさから逆算して最有力の候補点Ｃを選び出すようにしてもよい。
【００５６】
この作業を円周全体に行い、つまり、図５では円周上の複数個のポイント（観察対象Ｋの円周上の８個の候補点Ｃ）について行い、取り出した複数個（図５では８個）の候補点Ｃの画素値の平均値を当該検出面ＡＫのしきい値とする。
【００５７】
なお、この実施例では、８個の候補点Ｃの画素値を平均した平均値を当該検出面ＡＫのしきい値としているが、例えば、８個の候補点Ｃの画素値のうちの最大値と最小値とから中央値を算出し、この中央値を当該検出面ＡＫのしきい値としてもよい。
【００５８】
〔ステップＳ５〕さらに、この抽出部２４は、検出面ＡＫ毎に、それに対応するしきい値でもって観察対象Ｋの壁面を抽出した断層画像をそれぞれ生成する画像処理を行う。具体的には、平滑化処理前の元の検出面ＡＫ毎に、それに対応するしきい値でもって観察対象Ｋの壁面を抽出した断層画像をそれぞれ生成する。なお、上述したステップＳ４〜Ｓ５が抽出過程に相当する。
【００５９】
〔ステップＳ６〕画像作成部２５は、観察経路ＫＬ上の任意の点である視点から投影面までの間に位置する、抽出部２４で生成した壁面抽出後の断層画像を、視点から投影面に投影して、つまり、中心投影法による座標変換を行って、その視点から見た三次元的な画像である擬似三次元画像（内視鏡的画像）を作成する。
【００６０】
なお、上述の擬似三次元画像に遠近間を与えるために、陰影づけ処理を行ってもよい。陰影づけ処理としては、デプス法やＺバッファ法やボリュームレンダリング法など各種の陰影づけ処理がある。このように、デプス法やＺバッファ法やボリュームレンダリング法など各種の陰影づけ処理を適宜に実行して、遠近間を持たせた擬似三次元画像を生成するようにしてもよい。なお、上述したステップＳ６が画像作成過程に相当する。
【００６１】
〔ステップＳ７〕表示用モニタ１８は、上述のステップＳ６で生成された擬似三次元画像（内視鏡的画像）を、その画面上に表示する。なお、上述したステップＳ７が表示過程に相当する。
【００６２】
以上に詳述したように、実施例の三次元画像表示装置２２によれば、観察対象Ｋの内部でこの観察対象Ｋの経路に沿って設定される複数個の検出点Ｆ毎に検出面ＡＫを設定し、検出点Ｆを含む検出面ＡＫ毎に観察対象Ｋの壁面を抽出するためのしきい値を算出して設定していくことができる、つまり、観察対象Ｋの経路に沿ってしきい値を算出して設定していくことができるので、観察対象Ｋの壁面を正確に抽出することができ、観察対象Ｋを高精度に抽出した擬似三次元画像を得ることができる。
【００６３】
具体的には、従来例装置では、三次元立体画像全体に対する単一のしきい値をトライ・アンド・エラー方式によって何回かにわたって設定してみて、そのうちで最も良好なしきい値を求めており、しきい値算出に手間がかかるし、こうして算出された単一のしきい値でもって三次元立体画像を２値化処理しても、観察対象が正確に抽出できなかった。しかしながら、この発明の実施例装置によれば、観察対象Ｋの経路に沿って例えば２値化するためのしきい値を検出面ＡＫ毎に自動算出することができるので、しきい値算出に手間がかからないし、三次元立体画像の観察対象Ｋに沿って設定された検出面ＡＫごとにしきい値を算出しているので、例えば造影剤の流入の程度に左右されることなく正確に血管の壁面を抽出することができるし、ＭＲＩのようなしきい値設定の困難な画像でも容易に内視鏡的画像を得ることができる。
【００６４】
また、検出点Ｆを含みかつ観察経路ＫＬに垂直な検出面ＡＫ内でこの検出点Ｆから外側に向かう直線検出経路Ｌ上での画素値の変化を検出しているので、観察対象Ｋの壁面抽出のためのしきい値をより正確に算出することができ、観察対象Ｋをさらに高精度に抽出した擬似三次元画像を得ることができる。
【００６５】
また、検出面ＡＫ内で検出点Ｆから放射状に延びる複数本の直線検出経路Ｌ上での画素値の変化を検出するようにしているので、観察対象Ｋの壁面抽出のためのしきい値をより正確に算出することができ、観察対象Ｋをさらに高精度に抽出した擬似三次元画像を得ることができる。
【００６６】
また、検出面ＡＫ毎に画素値の平滑化処理を施し、この平滑化処理後の検出面ＡＫにおける直線検出経路Ｌ上での画素値の変化を検出してしきい値を算出しているので、画素値の変化を検出する際の細かいノイズ成分を除去でき、観察対象Ｋの壁面上の点を候補点Ｃとして正確に選ぶことができ、観察対象Ｋの壁面抽出のためのしきい値をより正確に算出することができる。さらに、平滑化処理前の元の検出面ＡＫ毎に、それに対応するしきい値でもって観察対象Ｋの壁面を抽出した断層画像をそれぞれ生成するので、平滑化処理後の検出面ＡＫから観察対象Ｋの壁面を抽出した断層画像を生成する訳ではないので、擬似三次元画像の画質を低下させることもない。
【００６７】
また、この実施例のＸ線ＣＴ装置は、三次元画像表示装置２２を備えているので、観察対象Ｋの壁面を正確に抽出することができ、観察対象Ｋを高精度に抽出した擬似三次元画像を取得できるＸ線ＣＴ装置を得ることができる。
【００６８】
この発明は、上記実施の形態に限られることはなく、下記のように変形実施することができる。
【００６９】
（１）上述した実施例では、Ｘ線管１及びＸ線検出器２を備えたガントリＧ内を出入りするように、被検体Ｍを載置した天板５を天板駆動部１２によって移動させているが、天板５を固定としガントリＧを移動させるようにしても良いし、天板５とガントリＧの両方を移動させるようにしても良い。
【００７０】
（２）上述した実施例のＸ線ＣＴ装置は、被検体Ｍを挟んだ状態でＸ線管１とＸ線検出器２とを被検体Ｍの体軸Ｚ周りに１回転させることで、被検体Ｍの特定の測定位置における全周方向のＸ線検出データを取得し、被検体Ｍを載置した天板５を所定の送りピッチで被検体Ｍの体軸Ｚの方向にステップ送りして、被検体Ｍの次の測定位置における全周方向のＸ線検出データを取得するというように、１回転させた後に１ステップ送りするスキャン方式のものとしているが、このスキャン方式のものに限定されるものではなく、ヘリカルスキャンを行うものなど、回転と送りとを同時に行うスキャン方式のものとした場合にも、適用可能である。
【００７１】
（３）実施例のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線検出素子配列ライン２Ａが４列設けられているマルチスライスタイプの装置であったが、この発明のＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線検出素子配列ライン２Ａが４列以外の複数列あるマルチスライスタイプの装置でもよいし、Ｘ線検出素子配列ライン２Ａが１列だけのシングルスライスタイプ（非マルチスライスタイプ）の装置であってもよい。また、Ｘ線管１をコーンビームＸ線を出射するタイプのものとし、Ｘ線検出器２に替えてフラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）を採用することで、Ｘ線撮像機構３をコーンビームスキャンタイプのものとしてもよい。
【００７２】
（４）上述した実施例では、抽出部２４は、検出点設定部２３で設定された検出点Ｆ毎に設定される検出面ＡＫを、検出点Ｆを含みかつ観察経路ＫＬに垂直な検出面ＡＫとしているが、検出点Ｆを含みかつ観察経路ＫＬに対して傾斜した検出面ＡＫとしてもよい。
【００７３】
（５）上述した実施例では、抽出部２４は、検出面ＡＫ毎に、この検出面ＡＫ内で検出点Ｆから放射状に延びる複数本の直線検出経路Ｌ上での画素値の変化を検出して観察対象Ｋの壁面抽出のためのしきい値をそれぞれ算出しているが、検出面ＡＫ毎に、この検出面ＡＫ内で検出点Ｆから外側に向かう単一の直線検出経路Ｌ上での画素値の変化を検出して観察対象Ｋの壁面抽出のためのしきい値をそれぞれ算出するようにしてもよい。
【００７４】
（６）上述した実施例では、抽出部２４は、検出面ＡＫ毎に画素値の平滑化処理を施し、この平滑化処理後の検出面ＡＫにおける直線検出経路Ｌ上での画素値の変化を検出して観察対象Ｋの壁面抽出のためのしきい値をそれぞれ算出し、平滑化処理前の元の検出面ＡＫ毎に、それに対応するしきい値でもって観察対象Ｋの壁面を抽出した断層画像をそれぞれ生成しているが、平滑化処理を行わずにしきい値を算出するようにしてもよい。
【００７５】
（７）上述した実施例では、断層撮影装置の一例としてＸ線ＣＴ装置を例に挙げて説明しているが、ＭＲＩ装置や超音波断層画像装置など種々の断層撮影装置にも適用することができる。
【００７６】
（８）上述した実施例では、三次元画像表示装置２２を備えたＸ線ＣＴ装置を一例として説明しているが、三次元画像表示装置２２を、Ｘ線ＣＴ装置やＭＲＩ装置や超音波断層画像装置など種々の断層撮影装置から分離独立した別体とした場合であっても適用できる。この場合には、被検体Ｍを撮影して得られた複数枚の断層画像からなる三次元立体画像を、三次元画像表示装置２２に供給することで、擬似三次元画像を生成して表示することができる。
【００７７】
【発明の効果】
以上に詳述したように、本発明の三次元画像表示装置によれば、観察対象の内部でこの観察対象の経路に沿って設定される複数個の検出点毎に検出面を設定し、検出面毎に画素値の平滑化処理を施し、この平滑化処理後の検出面における直線検出経路上での画素値の変化を検出して、検出面毎に観察対象の壁面を抽出するためのしきい値を算出しているので、画素値の変化を検出する際の細かいノイズ成分を除去でき、観察対象の壁面上の点を候補点として正確に選ぶことができ、観察対象の壁面抽出のためのしきい値をより正確に算出することができ、観察対象の壁面を正確に抽出することができ、観察対象を高精度に抽出した擬似三次元画像を得ることができる。さらに、平滑化処理前の元の検出面毎に、それに対応するしきい値でもって観察対象の壁面を抽出した断層画像をそれぞれ生成するので、平滑化処理後の検出面から観察対象の壁面を抽出した断層画像を生成する訳ではないので、擬似三次元画像の画質を低下させることもない。
【図面の簡単な説明】
【図１】実施例のＸ線ＣＴ装置の全体構成を示すブロック図である。
【図２】実施例のＸ線ＣＴ装置における撮像系の概略構成を示す模式図である。
【図３】実施例装置のＸ線検出器におけるＸ線検出素子の配列状態を示す平面図である。
【図４】（ａ）は複数枚の断層画像からなる三次元立体画像を説明するための概略斜視図であり、（ｂ）は観察対象に複数個の検出点を設定することを説明するための概略斜視図である。
【図５】ある検出面での複数個の候補点からしきい値を求めることを説明するための図である。
【図６】しきい値処理後の断層画像からなる三次元立体画像を説明するための概略斜視図である。
【図７】断層画像の画素座標の投影面上の座標への変換を説明するための図である。
【図８】断層画像の画素座標の投影面上の座標への変換を説明するための図である。
【図９】実施例装置による内視鏡的画像の生成の進行プロセスを示すフローチャートである。
【符号の説明】
１８ … 表示用モニタ（表示手段）
２２ … 三次元画像表示装置
２３ … 検出点設定部（検出点設定手段）
２４ … 抽出部（抽出手段）
２５ … 画像生成部（画像生成手段）
３１ … 投影面
Ａ … 体軸断層画像（断層画像）
ＡＫ … 検出面
ｅ … 視点
Ｋ … 観察対象
ＫＬ … 観察経路
Ｌ … 直線検出経路
Ｍ … 被検体[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a pseudo three-dimensional image that is a three-dimensional image viewed from an arbitrary viewpoint in an observation target among three-dimensional stereoscopic images including a plurality of tomographic images, that is, the inside of the observation target. The present invention relates to a three-dimensional image display device and a tomography device that generate and display an image as if viewed with an endoscope (hereinafter referred to as an “endoscopic image” as appropriate), and in particular, the observation target with high accuracy It relates to technology for extracting.
[0002]
[Prior art]
In the medical field, for example, an X-ray CT apparatus that acquires an X-ray CT image of a subject, an MRI apparatus that acquires an MRI (magnetic resonance image) of a subject, and an ultrasonography that acquires an ultrasonic tomographic image of a subject. Various tomographic apparatuses such as a sonic tomographic image apparatus are used. These tomographic apparatuses are provided with, for example, a three-dimensional image display device for generating and displaying a pseudo three-dimensional image (an image shown three-dimensionally) as described later. The three-dimensional image display device extracts a desired observation target from a three-dimensional stereoscopic image composed of a plurality of tomographic images of a region of interest of the subject obtained by tomography. A threshold value having a single value is set for the entire image, and a binarization process is performed using the threshold value to generate a three-dimensional stereoscopic image in which an observation target is extracted. The three-dimensional image display apparatus then describes a pseudo three-dimensional image (a three-dimensional image) obtained by viewing a binarized three-dimensional stereoscopic image obtained by extracting an observation target from an arbitrary viewpoint. It is generated using a projection method and displayed on a monitor or the like.
[0003]
As a method for obtaining a pseudo 3D image from the 3D stereoscopic image after the above binarization processing, a viewpoint and a projection plane are given, and a 3D original image (a plurality of tomographic images) existing between the viewpoint and the projection plane. There are two types of projection methods (parallel projection method and central projection method) for projecting an image (made of an image) onto the projection plane as seen from the viewpoint. The parallel projection method is excellent in configuring an observation target (for example, an organ) in a three-dimensional stereoscopic image as a pseudo three-dimensional image (hereinafter referred to as an “appearance image” as appropriate) viewed from the outside. Is. As described in JP-A-7-210704, the central projection method is a three-dimensional image viewed outward from an arbitrary viewpoint in an observation target (for example, a blood vessel or an organ) in a three-dimensional stereoscopic image. This is excellent in constructing a pseudo three-dimensional image that is a typical image, that is, an image (endoscopic image) in which the inside of the observation object is viewed with an endoscope. In recent years, in addition to the acquisition of the appearance image, there is an increasing need to obtain an endoscopic image viewed from the inside of the observation target, and the parallel projection method is for generating an appearance image. For this reason, the center projection method is employed when generating the above-described endoscopic image.
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
However, the conventional apparatus having such a configuration has the following problems. That is, in order to obtain an endoscopic image that is an image obtained by viewing the inside of an observation target (for example, a blood vessel or an organ) with an endoscope, a three-dimensional stereoscopic image including a plurality of tomographic images is used. In order to extract an observation target, a threshold value having a single value is set for the entire three-dimensional stereoscopic image, and binarization processing is performed. However, for example, when observing a blood vessel, the pixel value near the wall surface of the blood vessel is not necessarily a constant value depending on the degree of inflow of the contrast agent, that is, the pixel value of the blood vessel wall surface varies in the circumferential direction, Since the pixel values of the blood vessel wall surface vary along the blood vessel path, there is a problem that accurate blood vessel wall surface extraction is difficult and the observation target cannot be extracted with high accuracy. As described above, when generating a pseudo three-dimensional image (appearance image) viewed from the outside of an observation target (for example, an organ) in a three-dimensional stereoscopic image, from the viewpoint of visualizing the observation target. Although the accuracy of the wall surface extraction of the observation target is not so much of a problem, a pseudo three-dimensional image (endoscopic image) of the observation target (for example, a blood vessel or an organ) in the three-dimensional stereoscopic image viewed from the inside is displayed. In the case of generation, it is a fatal problem that the wall surface to be observed is not accurately extracted.
[0005]
In addition, when the pixel value varies greatly depending on the examination method or the individual (subject) as in MRI (magnetic resonance image), it is more difficult to set an appropriate threshold value, and the observation target is highly accurate. There is a problem that cannot be extracted.
[0006]
The present invention has been made in view of such circumstances, and an object thereof is to provide a three-dimensional image display apparatus and a tomography apparatus capable of extracting an observation target with high accuracy.
[0007]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve such an object, the present invention has the following configuration.
That is, the three-dimensional image display device according to claim 1 includes: (a) a three-dimensional stereoscopic image composed of a plurality of tomographic images obtained by tomographic imaging of a subject within a desired observation target. Detection point setting means for setting a plurality of detection points along the path to be observed; and (b) a pixel for each detection surface including the detection points set for each detection point set by the detection point setting means. The value is smoothed, and the differential coefficient of the pixel value on the straight line detection path going outward from the detection point is calculated within the detection surface after the smoothing process, and the candidate point indicating the extreme point of this differential coefficient is calculated. For each of the original detection surfaces before the smoothing process, and binarizing with the corresponding threshold value for each of the original detection surfaces before the smoothing process. Extraction means for generating each extracted tomographic image, and (c) an observation path The tomographic image after the wall surface extraction generated by the extraction means, located between the viewpoint which is an arbitrary point above and the projection plane, is projected from the viewpoint onto the projection plane, and viewed from the viewpoint. An image creating means for creating a pseudo 3D image as an image, and (d) a display means for displaying the pseudo 3D image created by the image creating means.
[0008]
(Operation / Effect) According to the three-dimensional image display device according to claim 1, a detection surface is set for each of a plurality of detection points set along the path of the observation target within the observation target, and detection is performed. The pixel value is smoothed for each surface, the change of the pixel value on the straight line detection path in the detection surface after the smoothing processing is detected, and the wall surface of the observation target is extracted for each detection surface. Since the threshold value is calculated, it is possible to remove fine noise components when detecting changes in pixel values, and to accurately select points on the observation target wall as candidate points. Can be calculated more accurately, the wall surface of the observation object can be accurately extracted, and a pseudo three-dimensional image in which the observation object is extracted with high accuracy can be obtained. Further, for each original detection surface before smoothing processing, a tomographic image is generated by extracting the wall surface of the observation target with the corresponding threshold value, so the wall surface of the observation target is extracted from the detection surface after the smoothing processing. Since the extracted tomographic image is not generated, the image quality of the pseudo three-dimensional image is not deteriorated.
[0009]
The three-dimensional image display device according to claim 2 is the three-dimensional image display device according to claim 1, wherein the extraction means includes a detection surface that includes a detection point and is perpendicular to the observation path. It is characterized by.
[0010]
(Operation / Effect) According to the three-dimensional image display device according to claim 2, the pixel value on the straight line detection path that extends outward from the detection point in the detection plane that includes the detection point and is perpendicular to the observation path. Since the change is detected, the threshold value for extracting the wall surface of the observation target can be calculated more accurately, and a pseudo three-dimensional image obtained by extracting the observation target with higher accuracy can be obtained.
[0011]
The three-dimensional image display device according to claim 3 is the three-dimensional image display device according to claim 1 or 2, wherein the extraction unit performs the detection for each detection surface after the smoothing process. The differential coefficient of the pixel value on a plurality of straight line detection paths extending radially from the detection point in the plane is calculated, and the pixel value at each candidate point indicating the extreme point of the differential coefficient on each straight line detection path is calculated. The average value is calculated as a threshold value for extracting the observation target wall surface.
[0012]
(Operation / Effect) According to the three-dimensional image display device according to claim 3, for each detection surface after the smoothing process, a plurality of straight line detection paths extending radially from the detection point within the detection surface. Calculate the differential coefficient of the pixel value, and calculate the average value of the pixel value at each candidate point indicating the extreme point of the differential coefficient on each straight line detection path as the threshold value for extracting the wall surface of the observation target Therefore, the threshold value for extracting the wall surface of the observation target can be calculated more accurately, and a pseudo three-dimensional image obtained by extracting the observation target with higher accuracy can be obtained.
[0013]
The three-dimensional image display device according to claim 4 is the three-dimensional image display device according to claim 1 or 2, wherein the extraction unit performs the detection for each detection surface after the smoothing process. The differential coefficient of the pixel value on a plurality of straight line detection paths extending radially from the detection point in the plane is calculated, and the pixel value at each candidate point indicating the extreme point of the differential coefficient on each straight line detection path is calculated. The median is calculated as a threshold value for extracting the wall surface of the observation target.
[0014]
(Operation / Effect) According to the three-dimensional image display device according to claim 4, for each detection surface after the smoothing process, a plurality of straight line detection paths extending radially from the detection point within the detection surface. Calculate the differential coefficient of the pixel value and calculate the median value of the pixel value at each candidate point indicating the extreme point of the differential coefficient on each straight line detection path as the threshold value for extracting the wall of the observation target Therefore, the threshold value for extracting the wall surface of the observation target can be calculated more accurately, and a pseudo three-dimensional image obtained by extracting the observation target with higher accuracy can be obtained.
[0015]
According to a fifth aspect of the present invention, a tomography apparatus includes the three-dimensional image display apparatus according to any one of the first to fourth aspects.
[0016]
(Operation / Effect) According to the tomographic apparatus of claim 5, a tomographic apparatus capable of accurately extracting a wall surface of an observation target and acquiring a pseudo three-dimensional image obtained by extracting the observation target with high accuracy is provided. Obtainable.
[0017]
This specification also discloses an invention relating to the following three-dimensional image processing method.
[0018]
(1) (A) A detection point setting process for setting a plurality of detection points along the path of the observation target within the observation target in the three-dimensional stereoscopic image composed of a plurality of tomographic images, and (B) For each detection surface set for each detection point, change in pixel value on the straight line detection path from the detection point to the outside in the detection surface is detected, and a threshold value for extracting the observation target wall surface is calculated. Then, for each detection surface, an extraction process for generating a tomographic image in which a wall surface to be observed is extracted with a corresponding threshold value, and (C) an arbitrary point on the observation path from the viewpoint to the projection surface An image creation process for projecting a tomographic image after wall extraction generated in the extraction process located in between to a projection plane and creating a pseudo 3D image that is a 3D image viewed from the viewpoint. A three-dimensional image processing method characterized by the above.
[0019]
(Operation / Effect) According to the above invention, a detection surface is set for each of a plurality of detection points set along the path of the observation target within the observation target, and the wall of the observation target is set for each detection surface. The threshold value for extraction can be calculated and set, that is, the threshold value can be calculated and set along the path of the observation target. And a pseudo three-dimensional image in which the observation object is extracted with high accuracy can be obtained.
[0020]
(2) The three-dimensional image processing method according to (1), further comprising: (D) a display step of displaying the pseudo three-dimensional image created in the image creation step. Method.
[0021]
(Operation / Effect) According to the above-described invention, it is possible to display a pseudo three-dimensional image obtained by extracting an observation object with high accuracy.
[0022]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Next, an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
FIG. 1 is a block diagram showing an overall configuration of a multi-slice type X-ray CT apparatus which is an embodiment of the tomography apparatus of the present invention, and FIG. 2 shows a schematic configuration of an imaging system of the X-ray CT apparatus of the embodiment. FIG. 3 is a plan view showing an arrangement state of X-ray detection elements in the X-ray detector.
[0023]
The X-ray CT apparatus of this embodiment includes an X-ray tube 1 as an X-ray source that irradiates a subject M with an X-ray fan beam FB (hereinafter abbreviated as X-ray beam FB as appropriate), and a large number of X-rays. The line detection elements 2a are arranged in a line in the spreading direction (lateral spread) of the X-ray beam FB, and X-ray detection data is output for each X-ray detection element 2a with the irradiation of the X-ray beam FB. The X-ray imaging mechanism 3 in which the multi-channel X-ray detector 2 is arranged to face the subject M and the X-ray tube 1 and the X-ray detector 2 are kept in the opposed arrangement state. The imaging mechanism rotation drive unit 4 disposed in the gantry G to rotate around the body axis Z of the M, and the direction of the body axis Z of the subject M while the subject M is placed (direction perpendicular to the paper surface) And a top plate 5 that moves in and out of the gantry G.
[0024]
When X-ray CT imaging is performed, the X-ray CT apparatus moves the top plate 5 on which the subject M is placed in the direction of the body axis Z of the subject M (direction perpendicular to the paper surface), While rotating the X-ray tube 1 and the X-ray detector 2 around the body axis Z of the subject M, the X-ray detector irradiates the subject M with the X-ray beam FB from the X-ray detector 1. An appropriate image reconstruction process is performed based on the output X-ray detection data (X-ray detection signal), and a body axis tomographic image (X-ray CT image) orthogonal to the body axis Z of the subject M is finally obtained. Configured to be created automatically. Hereinafter, each part structure of the X-ray CT apparatus of an Example is demonstrated concretely.
[0025]
As shown in FIG. 1, the X-ray imaging mechanism 3 includes a collimator 1 a for shaping the X-ray beam emitted from the X-ray tube 1 at a position in front of the X-ray tube 1 inside the gantry G. . The X-ray beam emitted from the X-ray tube 1 is arranged in a fan (fan shape) by the collimator 1a.
[0026]
Further, since this X-ray CT apparatus is of a multi-slice type, the X-ray detector 2 is an X-ray detection composed of X-ray detection elements 2a arranged in a line along the spreading direction of the X-ray beam FB. The element array line 2A (element array) is not a single line, but as shown in FIGS. 2 and 3, a plurality of (in this embodiment, for example, four) X-ray detection element array lines 2A are the body of the subject M. It is arranged so as to continue adjacent to the direction of the axis Z, and X-ray detection data of a 4-slice plane can be obtained once (one scan), that is, a 4-slice plane image (four body axis tomographic images). Therefore, the X-ray CT apparatus of the embodiment is an apparatus suitable for imaging in a wide imaging range. Note that the number of channels (number of X-ray detection elements 2a) in each X-ray detection element array line 2A is usually about 1000, and in this embodiment, for example, 1000 channels.
[0027]
As shown in FIG. 1, the imaging mechanism rotation drive unit 4 is configured to rotate the rotation ring 9 as the rotational force of the motor 6 is transmitted to the rotation ring 9 via the pulley 7 and the belt 8. Has been. The X-ray tube 1 and the X-ray detector 2 of the X-ray imaging mechanism 3 are fixed to a rotating ring 9, and the X-ray tube 1 is rotated as the rotating ring 9 rotates in conjunction with forward or reverse rotation of the motor 6. And the X-ray detector 2 rotate around the body axis Z of the subject M. The imaging mechanism rotation driving unit 4 is configured to execute a necessary rotation driving operation under the control of the imaging mechanism control unit 10.
[0028]
Further, the irradiation control unit 11 controls the tube voltage and the tube current to the X-ray tube 1 of the high voltage generation unit 11a according to the set irradiation condition from the main control unit 16. The X-ray detection data output from the X-ray detector 2 in response to the irradiation of the X-ray beam FB from the X-ray tube 1 is collected by a data acquisition unit (DAS) 13 and converted into a digital signal and then output to the subsequent stage. Is done.
[0029]
Further, the top plate 5 is configured to be reciprocated in the direction of the body axis Z of the subject M under the control of the top plate drive unit 12. Therefore, the position moving means for moving the X-ray tube 1 and the X-ray detector 2 relative to the subject M along the body axis Z of the subject M by the top plate 5 and the top plate driving unit 12. Is configured. The imaging mechanism control unit 10, the irradiation control unit 11, or the top panel drive unit 12 is controlled from the main control unit 16 in accordance with the input operation from the input device 14 such as an operation console or a mouse or the shooting progress situation. It is configured to be executed in accordance with a command signal sent to
[0030]
On the other hand, in the X-ray CT apparatus of the embodiment, an error due to sensitivity variation between the X-ray detection elements 2a with respect to the X-ray detection data of the digital signal output from the X-ray detector 2 in the subsequent stage of the data acquisition unit 13 is achieved. A data pre-processing unit 15a for correcting the image, a reconstruction processing unit 15 for performing an image reconstruction process based on the X-ray detection data pre-processed by the data pre-processing unit 15a, and a finally obtained axial tomographic image ( A CT image memory 17 for storing (X-ray CT images) is provided. In addition, the X-ray CT apparatus also includes a display monitor 18 that displays an X-ray CT image or the like in accordance with an input operation from the input device 14 or the like, a command from the main control unit 16, or the like. Further, the X-ray CT apparatus may be provided with an image burner that prints and outputs an X-ray CT image on a film or the like.
[0031]
The reconstruction processing unit 15 stores pre-processed X-ray detection data output from the data pre-processing unit 15a for a period required for processing, and before output from the detection data memory 20. The processed X-ray detection data, that is, X-ray detection data of the X-ray detector 2 obtained at each scanning position is subjected to image reconstruction processing, and a body axis tomographic image orthogonal to the body axis Z of the subject M (Also referred to as “axial surface image”). That is, the reconstruction processing unit 15 performs image reconstruction processing on the X-ray detection data of the X-ray detector 2 for one scan, and four body axis tomographic images are obtained. In addition, the main control unit 16 includes a three-dimensional stereoscopic image configured by stacking a plurality of body axis tomographic images or a plurality of body axis tomographic images in accordance with each instruction from the input device 14 by the operator. Various images such as the designated one body axis tomographic image are output to the display monitor 18.
[0032]
Further, as shown in FIG. 1, the apparatus according to this embodiment is configured to display a three-dimensional stereoscopic image including a plurality of body axis tomographic images of the subject M generated by the reconstruction processing unit 15 at the subsequent stage of the CT image memory 17. A pseudo three-dimensional image, which is a three-dimensional image viewed outward from an arbitrary viewpoint in a desired observation target (for example, a blood vessel or an organ), that is, the inside of the observation target is viewed with an endoscope. 3D image display device 22 for generating and displaying such an image (endoscopic image).
[0033]
As will be described later, the three-dimensional image display device 22 includes a detection point setting unit 23, an extraction unit 24, an image creation unit 25, and a display monitor 18.
[0034]
As shown in FIG. 4A, the detection point setting unit 23 applies a three-dimensional stereoscopic image R composed of a plurality of body axis tomographic images A obtained by tomographic imaging of the subject M to FIG. As shown to a) and (b), it is for setting the some detection point F along the path | route of this observation object K inside the desired observation object K of the three-dimensional stereo image R. . Specifically, the detection point setting unit 23 sets the observation target K within the observation target K of the three-dimensional stereoscopic image R displayed on the screen of the display monitor 18 according to the operation of the input device 14 by the operator. A plurality of detection points F are set along the route. Note that, as illustrated in FIG. 4A, the three-dimensional stereoscopic image R includes, in addition to the observation target K, another target illustrated by a broken line, for example. Further, the mutual distance between the detection points F can be set individually and manually by an operator, or can be automatically set so as to have an appropriate interval proportional to the resolution of the image.
[0035]
As shown in FIGS. 4B and 5, the extraction unit 24 sets the detection surface AK for each detection surface AK including the detection point F, which is set for each detection point F set by the detection point setting unit 23. The threshold value for extracting the wall surface of the observation target K is calculated by detecting the change of the pixel value on the straight line detection path L that goes from the detection point F to the outside. Further, the extraction unit 24 generates a tomographic image in which the wall surface of the observation target K is extracted for each detection surface AK with a corresponding threshold value. Note that when the tomographic images obtained by extracting the wall surface of the observation target K in this way are stacked, a three-dimensional stereoscopic image RA in which the wall surface of the observation target K is extracted with high accuracy as illustrated in FIG. 6 is generated.
[0036]
Specifically, as illustrated in FIG. 4B, the extraction unit 24 includes a detection surface AK set for each detection point F set by the detection point setting unit 23, including the detection point F and an observation path. The detection surface AK is perpendicular to KL. Further, as shown in FIG. 5, the extraction unit 24 detects, for each detection surface AK, a change in pixel value on a plurality of straight line detection paths L extending radially from the detection point F within the detection surface AK. Thus, threshold values for extracting the wall surface of the observation target K are calculated. Further, the extraction unit 24 performs a pixel value smoothing process for each detection surface AK, detects a change in the pixel value on the straight line detection path L in the detection surface AK after the smoothing process, and detects the observation object K. Each threshold value for wall surface extraction is calculated, and for each original detection surface AK before smoothing processing, a tomographic image in which the wall surface of the observation target K is extracted with the corresponding threshold value is generated. .
[0037]
The image creating unit 25 projects the tomographic image after the wall surface extraction generated by the extracting unit 24 located between the viewpoint, which is an arbitrary point on the observation path KL, from the viewpoint onto the projection plane, That is, coordinate transformation by the central projection method is performed to create a pseudo three-dimensional image that is a three-dimensional image viewed from the viewpoint.
[0038]
Here, coordinate conversion by the center projection method will be described in detail below. When projecting each tomographic image onto the projection surface by the central projection method, conversion of pixel coordinates of each tomographic image into conversion on the projection surface is performed as follows.
[0039]
In the example shown in FIG. 7, in order to simplify the explanation, the coordinate system is taken so that the projection plane, the tomographic image plane, and the xy plane are parallel to each other. In FIG. 7, x, y, and z are the axes of the three-dimensional coordinate system (x, y, z), the point e (x1, y1, d1) is the position of the viewpoint e, and the point P (X, Y) is projected. A point on a plane (corresponding to a display screen) 31, an S point (x0, y0, d0) is a line 32 passing through an e point (x1, y1, d1) and a P point (X, Y) and a tomographic image 33A. It is a crossing point.
[0040]
D is a position on the z-axis of the projection plane 31 and can be arbitrarily set. d0 is a position on the z-axis of the tomographic image 33A and is determined at the time of measurement. d1 is the z coordinate of the viewpoint e. According to this, the following equation holds.
[0041]
X = {(D−d1) / (d0−d1)} × (x0−x1) + x1 (1)
Y = {(D−d1) / (d0−d1)} × (y0−y1) + y1 (2)
x0 = {(d0−D) / (d1−D)} × (x1−x) + X (3)
y0 = {(d0−D) / (d1−D)} × (y1−y) + Y (4)
[0042]
When the projected image is displayed on a display screen (not shown) corresponding to the projection plane 31, for example, with 512 pixels vertically × 512 pixels horizontally, X and Y take values from “−256” to “+256”. . On the tomographic image 33A of d0 for each X and Y, x0 and y0 are determined by the above equations (3) and (4), and which point should be projected. Since there are a plurality of tomographic images 33 and a plurality of d0s, a plurality of points x0 and y0 to be projected are determined for one set of X and Y.
[0043]
In the same coordinate system, in addition to the tomographic image 33A, tomographic images 33B to 33E are prepared, and a diagram viewed from the y-axis direction is shown in FIG. In FIG. 8, tomographic images 33A to 33E are tomographic images obtained at the same interval in the same direction with respect to the same object (in the illustrated example, the interval is equal, but not necessarily equal). In the image 33B, the organ regions B1, B2, and B3 are emphasized. When organ regions B1, B2, and B3 are projected onto the projection plane 31, B1 ′, B2 ′, and B3 ′ are obtained. Similarly, when organ regions C1 and C2 of the tomographic image 33C are projected onto the projection surface 31, they become C1 ′ and C2 ′.
[0044]
Here, when writing projection data (here, B1 ′, B2 ′, B3 ′; C1 ′, C2 ′) to the display memory (not shown), in order to produce a three-dimensional effect, it is viewed from the viewpoint e. Projection data existing farther is written first, and projection data closer thereto is overwritten later. Therefore, here, since the projection data B1 ′, B2 ′, B3 ′ exist farther from the viewpoint e than the projection data C1 ′, C2 ′, the projection data B1 ′, B2 ′, B3 ′ are written first. The projection data C1 ′ and C2 ′ are overwritten later. In FIG. 8, the projection data B1 ′, B2 ′, B3 ′; C1 ′, C2 ′ are shown separately from the projection plane 31, but these are the projection data B1 ′, B2 ′, B3 written to the display memory. '; Only because the order of C1' and C2 'has been made easy to understand. The projection data B1', B2 ', and B3' that are written first, and the projection data C1 'and C2' that are overwritten on them are actually the projection plane 31. Written above.
[0045]
The coordinate conversion by the central projection method as described above is performed for all points on the projection surface 31 corresponding to the display screen. Further, it is performed for all tomographic images 33 existing between the viewpoint e and the projection plane 31.
[0046]
In this embodiment, as shown in FIG. 7, for the sake of simplicity of explanation, the coordinate system has been described so that the projection plane, the tomographic image plane, and the xy plane are parallel to each other. However, even when the projection plane and the tomographic image plane are not parallel, or when the viewpoint, the projection plane, and the tomographic image plane have a more complicated positional relationship, coordinate conversion by the central projection method is preferably performed.
[0047]
The display monitor 18 displays the pseudo three-dimensional image created by the image creation unit 25.
[0048]
The detection point setting unit 23 described above corresponds to the detection point setting unit of the present invention, the extraction unit 24 described above corresponds to the extraction unit of the present invention, and the image generation unit described above corresponds to the image generation unit of the present invention. The display monitor 18 described above corresponds to the display means of the present invention.
[0049]
Next, a process of generating an endoscopic image by the X-ray CT apparatus according to the embodiment having the above-described configuration will be described with reference to FIG. FIG. 9 is a flowchart showing the progress of generation of an endoscopic image by the embodiment apparatus.
[0050]
[Step S1] X-ray CT imaging of the region of interest of the subject M is performed to collect data. Specifically, when the operator inputs an X-ray CT imaging start command from the input device 14, the X-ray tube 1 and the X-ray detector 2 rotate around the body axis Z of the subject M, and the X-ray tube The irradiation of the X-ray beam FB from 1 and the collection of X-ray detection data output from the X-ray detector 2 are started. The X-ray detection data of the X-ray detector 2 is preprocessed by the data preprocessing unit 15 a and stored in the detection data memory 20. If necessary, the top plate 5 may be moved in the direction of the body axis Z of the subject M while the X-ray tube 1 and the X-ray detector 2 are rotating around the body axis Z.
[0051]
[Step S2] Image reconstruction is performed based on the data collection in step S1 described above. Specifically, the image reconstruction unit 21 performs an image reconstruction process on the preprocessed X-ray detection data stored in the detection data memory 20, and four body axis tomographic images of the subject M in one scan. A (4 slice plane images) are sequentially generated and stored in the CT image memory 17, and a three-dimensional stereoscopic image R obtained by stacking a plurality of body axis tomographic images A obtained by a series of tomographic images is displayed. Output to the monitor 18. The display monitor 18 displays a three-dimensional stereoscopic image R composed of a plurality of body axis tomographic images A, for example, as shown in FIG.
[0052]
[Step S3] The detection point setting unit 23 routes the observation target K within the observation target K of the three-dimensional stereoscopic image R displayed on the screen of the display monitor 18 in accordance with the operation of the input device 14 by the operator. A plurality of detection points F are set along (see FIG. 4). In this embodiment, the mutual distance between the detection points F is set to an appropriate interval proportional to the resolution of the image. That is, the interval between the detection points F is set not to be too wide or too narrow. Note that step S3 described above corresponds to a detection point setting process.
[0053]
[Step S4] As shown in FIG. 4B, the extraction unit 24 detects each of the detection points F set by the detection point setting unit 23 and includes the detection points F and is perpendicular to the observation path KL. For each surface AK, as shown in FIG. 5, changes in pixel values on a plurality of (eight in this embodiment) straight line detection paths L extending radially from the detection point F within the detection surface AK are detected. Thus, threshold values for extracting the wall surface of the observation target K are calculated.
[0054]
Specifically, the extraction unit 24 performs the pixel value smoothing process on the tomographic image for each detection surface AK, and the pixel values on the straight line detection path L in the detection surface AK after the smoothing process. And a threshold for extracting the wall surface of the observation target K is calculated. For example, as shown in FIG. 5, the circumference centered on the detection point F is equally divided (not necessarily equal division), and the detection point F is radially distributed from the detection point F within the smoothed detection surface AK. A change in pixel value on each extending straight line detection path L is detected. When the differential coefficient of the pixel value on the straight line detection path L is calculated, a maximum point of the differential coefficient exists at a location located on the wall surface (for example, blood vessel or organ) of the observation target K as shown by a broken line in FIG. As candidate point C.
[0055]
In FIG. 5, only a single candidate point C is shown on the straight line detection path L, but there may be a case where a plurality of candidate points C exist on the straight line detection path L. In such a case, the candidate point C on the straight line detection path L that is closest to the detection point F is, for example, the wall surface of the observation target K, and the pixel value of the candidate point C is extracted. If necessary, the most probable candidate point C may be selected by calculating backward from the size of the observation target.
[0056]
This operation is performed on the entire circumference, that is, in FIG. 5, a plurality of points on the circumference (eight candidate points C on the circumference of the observation target K) are performed, and a plurality (8 in FIG. 5) are taken out. The average value of the pixel values of the candidate points C is set as the threshold value of the detection surface AK.
[0057]
In this embodiment, the average value obtained by averaging the pixel values of the eight candidate points C is used as the threshold value of the detection surface AK. For example, the maximum value among the pixel values of the eight candidate points C is used. The median value is calculated from the minimum value and the median value may be used as the threshold value of the detection surface AK.
[0058]
[Step S5] Further, the extraction unit 24 performs, for each detection surface AK, image processing for generating a tomographic image in which the wall surface of the observation target K is extracted with a corresponding threshold value. Specifically, for each original detection surface AK before the smoothing process, a tomographic image in which the wall surface of the observation target K is extracted with a corresponding threshold value is generated. Steps S4 to S5 described above correspond to the extraction process.
[0059]
[Step S6] The image creating unit 25 converts the tomographic image after the wall surface extraction generated by the extracting unit 24 located between the viewpoint, which is an arbitrary point on the observation path KL, to the projection plane, from the viewpoint to the projection plane. Projecting, that is, performing coordinate transformation by the central projection method, creates a pseudo three-dimensional image (endoscopic image) that is a three-dimensional image viewed from the viewpoint.
[0060]
In addition, in order to give a perspective to the above-mentioned pseudo three-dimensional image, you may perform a shading process. As the shading process, there are various shading processes such as a depth method, a Z buffer method, and a volume rendering method. As described above, various shading processes such as a depth method, a Z buffer method, and a volume rendering method may be appropriately executed to generate a pseudo three-dimensional image having a perspective. Note that step S6 described above corresponds to an image creation process.
[0061]
[Step S7] The display monitor 18 displays the pseudo three-dimensional image (endoscopic image) generated in step S6 described above on the screen. Note that step S7 described above corresponds to the display process.
[0062]
As described in detail above, according to the three-dimensional image display device 22 of the embodiment, the detection surface AK for each of the plurality of detection points F set along the path of the observation target K inside the observation target K. And a threshold value for extracting the wall surface of the observation target K for each detection surface AK including the detection point F can be calculated and set, that is, along the path of the observation target K. Since the threshold value can be calculated and set, the wall surface of the observation target K can be accurately extracted, and a pseudo three-dimensional image in which the observation target K is extracted with high accuracy can be obtained.
[0063]
Specifically, in the conventional device, a single threshold value for the entire three-dimensional stereoscopic image is set several times by the trial and error method, and the best threshold value is obtained. However, it takes time to calculate the threshold value, and even if the three-dimensional stereoscopic image is binarized with the single threshold value thus calculated, the observation target cannot be accurately extracted. However, according to the embodiment apparatus of the present invention, for example, a threshold value for binarization along the path of the observation target K can be automatically calculated for each detection surface AK. Since the threshold value is calculated for each detection surface AK set along the observation target K of the three-dimensional stereoscopic image, for example, the wall surface of the blood vessel can be accurately determined without depending on the degree of inflow of the contrast agent. Can be extracted, and an endoscopic image can be easily obtained even with an image having a difficult threshold setting such as MRI.
[0064]
In addition, since the change in the pixel value on the straight line detection path L that extends outward from the detection point F within the detection surface AK that includes the detection point F and is perpendicular to the observation path KL is detected, the wall surface of the observation target K The threshold value for extraction can be calculated more accurately, and a pseudo three-dimensional image obtained by extracting the observation target K with higher accuracy can be obtained.
[0065]
Further, since the change of the pixel value on the plurality of straight line detection paths L extending radially from the detection point F within the detection surface AK is detected, a threshold value for extracting the wall surface of the observation target K is set. It is possible to calculate more accurately, and to obtain a pseudo three-dimensional image in which the observation target K is extracted with higher accuracy.
[0066]
Further, since the pixel value is smoothed for each detection surface AK, the threshold value is calculated by detecting the change of the pixel value on the straight line detection path L in the detection surface AK after the smoothing processing. It is possible to remove a fine noise component when detecting a change in pixel value, to accurately select a point on the wall surface of the observation target K as the candidate point C, and to set a threshold value for extracting the wall surface of the observation target K. It can be calculated more accurately. Further, each tomographic image in which the wall surface of the observation target K is extracted with the corresponding threshold value is generated for each original detection surface AK before the smoothing process, so that the observation target is obtained from the detection surface AK after the smoothing process. Since the tomographic image from which the K wall is extracted is not generated, the image quality of the pseudo three-dimensional image is not deteriorated.
[0067]
In addition, since the X-ray CT apparatus of this embodiment includes the three-dimensional image display device 22, it is possible to accurately extract the wall surface of the observation object K, and the pseudo three-dimensional image in which the observation object K is extracted with high accuracy. An X-ray CT apparatus capable of acquiring an image can be obtained.
[0068]
The present invention is not limited to the above-described embodiment, and can be modified as follows.
[0069]
(1) In the embodiment described above, the top board 5 on which the subject M is placed is moved by the top board driving unit 12 so as to enter and exit the gantry G including the X-ray tube 1 and the X-ray detector 2. However, the top plate 5 may be fixed and the gantry G may be moved, or both the top plate 5 and the gantry G may be moved.
[0070]
(2) The X-ray CT apparatus of the above-described embodiment rotates the X-ray tube 1 and the X-ray detector 2 around the body axis Z of the subject M with the subject M interposed therebetween, thereby X-ray detection data in the whole circumference direction at a specific measurement position of the specimen M is acquired, and the top plate 5 on which the subject M is placed is stepped in the direction of the body axis Z of the subject M at a predetermined feed pitch. The scan method is such that the X-ray detection data in the entire circumferential direction at the next measurement position of the subject M is acquired, and the scan method sends one step after one rotation, but is limited to this scan method. However, the present invention is also applicable to a scanning system that performs rotation and feed simultaneously, such as a system that performs helical scanning.
[0071]
(3) The X-ray CT apparatus of the embodiment is a multi-slice type apparatus in which four rows of X-ray detection element array lines 2A are provided. However, the X-ray CT apparatus of the present invention is an X-ray detection element array. A multi-slice type apparatus having a plurality of lines 2A other than four lines may be used, or a single-slice type (non-multi-slice type) apparatus having only one row of X-ray detection element array lines 2A may be used. Further, the X-ray tube 1 is of a type that emits cone beam X-rays, and a flat panel X-ray detector (FPD) is adopted instead of the X-ray detector 2 so that the X-ray imaging mechanism 3 can be used as a cone. It may be a beam scan type.
[0072]
(4) In the embodiment described above, the extraction unit 24 uses the detection surface AK set for each detection point F set by the detection point setting unit 23 as a detection surface that includes the detection point F and is perpendicular to the observation path KL. Although it is AK, it may be a detection surface AK that includes the detection point F and is inclined with respect to the observation path KL.
[0073]
(5) In the embodiment described above, the extraction unit 24 detects, for each detection surface AK, a change in pixel value on a plurality of straight line detection paths L extending radially from the detection point F within the detection surface AK. The threshold value for extracting the wall surface of the observation target K is calculated for each detection surface AK. For each detection surface AK, the detection surface AK is detected on the single straight line detection path L outward from the detection point F. A threshold for extracting the wall surface of the observation target K may be calculated by detecting a change in the pixel value.
[0074]
(6) In the above-described embodiment, the extraction unit 24 performs the pixel value smoothing process for each detection surface AK, and changes the pixel value on the straight line detection path L in the detection surface AK after the smoothing process. Detecting and calculating threshold values for extracting the wall surface of the observation object K, and extracting the wall surface of the observation object K with the corresponding threshold value for each original detection surface AK before the smoothing process. Each image is generated, but the threshold value may be calculated without performing the smoothing process.
[0075]
(7) In the above-described embodiments, the X-ray CT apparatus is described as an example of the tomography apparatus, but it can be applied to various tomography apparatuses such as an MRI apparatus and an ultrasonic tomography apparatus. it can.
[0076]
(8) In the above-described embodiment, the X-ray CT apparatus provided with the three-dimensional image display device 22 is described as an example. However, the three-dimensional image display device 22 is replaced with an X-ray CT apparatus, an MRI apparatus, or an ultrasonic tomography. The present invention can also be applied to a case where it is separated and independent from various tomographic apparatuses such as an image apparatus. In this case, a pseudo three-dimensional image is generated and displayed by supplying a three-dimensional image composed of a plurality of tomographic images obtained by imaging the subject M to the three-dimensional image display device 22. be able to.
[0077]
【The invention's effect】
As described in detail above, according to the three-dimensional image display device of the present invention, a detection surface is set for each of a plurality of detection points set along the path of the observation target within the observation target, and detection is performed. The pixel value is smoothed for each surface, the change of the pixel value on the straight line detection path in the detection surface after the smoothing processing is detected, and the wall surface of the observation target is extracted for each detection surface. Since the threshold value is calculated, it is possible to remove fine noise components when detecting changes in pixel values, and to accurately select points on the observation target wall as candidate points. Can be calculated more accurately, the wall surface of the observation object can be accurately extracted, and a pseudo three-dimensional image in which the observation object is extracted with high accuracy can be obtained. Further, for each original detection surface before smoothing processing, a tomographic image is generated by extracting the wall surface of the observation target with the corresponding threshold value, so the wall surface of the observation target is extracted from the detection surface after the smoothing processing. Since the extracted tomographic image is not generated, the image quality of the pseudo three-dimensional image is not deteriorated.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram illustrating an overall configuration of an X-ray CT apparatus according to an embodiment.
FIG. 2 is a schematic diagram illustrating a schematic configuration of an imaging system in the X-ray CT apparatus according to the embodiment.
FIG. 3 is a plan view showing an arrangement state of X-ray detection elements in the X-ray detector of the embodiment apparatus.
4A is a schematic perspective view for explaining a three-dimensional stereoscopic image including a plurality of tomographic images, and FIG. 4B is a diagram for explaining setting of a plurality of detection points on an observation target. FIG.
FIG. 5 is a diagram for explaining that a threshold value is obtained from a plurality of candidate points on a detection surface.
FIG. 6 is a schematic perspective view for explaining a three-dimensional stereoscopic image composed of tomographic images after threshold processing.
FIG. 7 is a diagram for explaining conversion of pixel coordinates of a tomographic image into coordinates on a projection plane.
FIG. 8 is a diagram for explaining conversion of pixel coordinates of a tomographic image into coordinates on a projection plane.
FIG. 9 is a flowchart showing a progress process of generating an endoscopic image by the embodiment apparatus;
[Explanation of symbols]
18 ... Display monitor (display means)
22 ... 3D image display device
23 ... Detection point setting section (detection point setting means)
24 ... Extraction unit (extraction means)
25 ... Image generation unit (image generation means)
31 ... Projection plane
A ... Body axis tomographic image (tomographic image)
AK ... Detection surface
e… Viewpoint
K ... Observation target
KL: Observation route
L ... Straight line detection path
M… Subject

Claims

(A) A plurality of detection points are set along a path of an observation target within a desired observation target in a three-dimensional stereoscopic image including a plurality of tomographic images obtained by tomographic imaging of the subject. Detection point setting means; and (b) pixel value smoothing processing is performed for each detection surface including the detection points set for each detection point set by the detection point setting means, and detection after the smoothing processing is performed. Calculating the differential coefficient of the pixel value on the straight line detection path going outward from the detection point in the plane, and using the pixel value at the candidate point indicating the extreme point of this differential coefficient as the threshold for extracting the wall surface of the observation target (C) extraction means for generating tomographic images each of which is calculated as a value and binarized with a corresponding threshold value for each original detection surface before the smoothing process to extract the observation target wall surface; Position between the viewpoint, which is an arbitrary point on the observation path, and the projection plane Image generating means for projecting a tomographic image after wall surface extraction generated by the extracting means from a viewpoint onto a projection plane, and generating a pseudo three-dimensional image that is a three-dimensional image viewed from the viewpoint; d) A three-dimensional image display device comprising display means for displaying the pseudo three-dimensional image created by the image creation means.

The three-dimensional image display apparatus according to claim 1, wherein the extraction unit uses the detection surface as a detection surface that includes a detection point and is perpendicular to an observation path.

3. The three-dimensional image display device according to claim 1, wherein the extraction unit includes, for each detection surface after the smoothing process, a plurality of straight line detection paths extending radially from detection points within the detection surface. The average value of the pixel values at each candidate point indicating the extreme point of the differential coefficient on each straight line detection path is calculated as the threshold value for extracting the observation target wall surface. A three-dimensional image display device characterized in that each is calculated as

3. The three-dimensional image display device according to claim 1, wherein the extraction unit includes, for each detection surface after the smoothing process, a plurality of straight line detection paths extending radially from detection points within the detection surface. By calculating the differential coefficient of the pixel value above, the median pixel value at each candidate point indicating the extreme point of the differential coefficient on each straight line detection path is used as a threshold for extracting the wall surface of the observation target. A three-dimensional image display device characterized in that each is calculated as

A tomographic apparatus comprising the three-dimensional image display device according to claim 1.