JP4124600B2 - コンピュータ断層撮影画像の画像処理方法及びコンピュータ断層撮影装置 - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、造影剤を使用して原画像として得られた肺のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像の画像処理方法に関する。
本発明はさらにこのような方法を実施するためのＣＴ装置に関する。
本発明はさらにまたコンピュータ断層撮影画像を処理するためのワークステーションに関する。
【０００２】
【従来の技術】
コンピュータ断層撮影は肺寒栓症（ＰＥ）の診断に益々重要性を増している。所見のために胸部血管のＣＴ血管造影が考察される。
【０００３】
ＰＥの診断には肺のＣＴ血管造影が実施される。患者には造影剤が造影剤ポンプにより注入される。数秒の間をおいて肺のヘリカルＣＴが行われ、これにより患者の長軸線方向に連続する、好ましくは互いに相接している身体層を表わすアキシャル画像、即ち横断面画像が得られる。造影剤を充填した血管はＣＴ画像において濃淡によってはっきり認識される。所見は軸線方向画像について行われる。血管は切断平面に対する血管方向に関係して明るい線或いは明るい点としていわゆる肺のウィンドウ（ウィンドウの中央値＝−６００ＨＵ、ウィンドウの幅＝１５００ＨＵ）に表示される。画像集合をとおしていわゆる「頁めくり」する際全体の血管樹が追求され、閉塞（血栓）が検査される。閉塞は血管におけるより暗い物質として見ることができる。閉塞後血管は全く或いは部分的にしか造影剤で充填されておらず、これにより暗く表示される。この場合、次の問題がある。即ち、
・閉塞が見落とされることがある。
・血栓症のヘモダイナミック効果を確定することができない。
・小血管における閉塞はＣＴ画像において限られた分解能によって確実には認識できない。
・狭窄度、即ち閉塞の重大さを確実には決定できない。
・他の病理的異変を誤って血管塞栓性閉塞として診断することがある（例えば、閉塞された気管支）。
【０００４】
米国特許第５６８７２０９号明細書には、ＣＴ画像を造影剤の使用により形成し、それにより造影剤の存在する画像範囲を増強されたグレイ値で示し、他方その他の画像範囲を本来のグレイ色調で表示する方法が記載されている。
【０００５】
米国特許第６０８３１６２号明細書により、事情によっては造影剤を使用して中空器官の双方向性の３次元表示を可能にし、そのために表示されるべき器官に属する画素を残りの画像内容から分離することが公知である。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の課題は、コンピュータ断層撮影によるＰＥの診断の際に生ずるＣＴ画像に対する付加的な評価方法を提示し、ＰＥにおける診断精度を高めるための前提を提供することにある。さらに、本発明の課題はこの目的のために適したＣＴ装置を提示することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
本発明によれば、この課題は請求項１の特徴を備えたコンピュータ断層撮影画像の画像処理方法により解決される。
【０００８】
肺実質画素を求め、この肺実質画素（即ち、肺実質を表わす原画像の画素）を着色し、この肺実質画素を擬似色で表わすことにより、肺実質の所見のための前提が作られる。ＰＥの診断は肺実質を組み入れることにより著しく支援される。血管閉塞はそれに接続された組織において血流を減少させもしくは停止させ、これにより肺実質の対応する範囲における造影剤の増強を低下させるからである。それ故、擬似色表示（以下においては色コーディングとも称する）により血管塞栓症現象の影響が直接目視可能とされることは明らかとなる。
【０００９】
本発明に対して、肺実質における異変はコンピュータ断層撮影において普通のグレイ値表示においては種々の理由から認識するのが困難である。
【００１０】
造影剤の増強の減少は、事情によっては、ＨＵ値の僅かな変化に影響する。さらに、肺実質には血管及び気管支が通っている。その場合、血管は他の肺範囲に属し、血管閉塞の前に造影剤が流入しているときは、造影剤を含んでいることがある。肺に血液を供給する血管における血栓によって均等に血液の通流が少なくなる範囲では、それ故、画像においてＨＵ値の異質な分布が生じ、その結果この範囲は観察者によって血流が少ないと知得されない。
【００１１】
このような問題は本発明においては発生しない。というのは、肺実質を表わさない画像範囲（即ち、肺における大血管）は通例のグレイ値で表わされているからである。
【００１２】
擬似色で表示することによって解剖範囲は際立って明瞭に現れる。例えば、肺の個々のセグメントはしばしば擬似色表示で明瞭に見えるようになる。大血管は着色された肺実質の内部に本来のグレイの色調で表示されるので、これを放射線医学者はその方向を定めるための解剖学的位置マークとして使用する。このことは特に前述のように所見が画像集合を参照して行われるときに有利である。
【００１３】
本発明の１つの有力な実施態様においては、第一の工程としてＣＴ画像に輪郭検出アルゴリズムを適用することによって肺画素（即ち、検出される輪郭の内部にある画素）がその他の画像内容から分離され、これに続く、肺に関する全ての工程がこのようにして確認された肺画素にのみ適用される。肺実質画素を求めるために、気管支及び血管はそのＨＵ値を参照して確認され、それらの画素は肺画素から除去される。このことは容易に可能である。というのは、気管支は肺実質のそれより以下にあるＨＵ値を持ち、他方血管のＨＵ値は肺実質のＨＵ値より上にあるからである。即ち、気管支及び血管を表わす画素を肺画素から除去するときには、肺実質画素が残る。以下において、輪郭検出アルゴリズムの適用と、検出される輪郭の内部にある画素を残りの画像内容から分離することをセグメント化と称することとする。
【００１４】
画像にあまり大きな孔が発生しないように、セグメント化は、本発明の実施態様によれば、画素の予め定められた最大百分率割合を越えない画素割合だけを除去し、除去された画素を有効でない画素として格付けするように行われる。
【００１５】
平滑処理はそれぞれ選択可能なフィルタマスク内で行われる。即ち、それぞれ平滑処理に組み入れられる画素の数が選択される。フィルタマスクの中心点における画素にはフィルタマスクに含まれる全ての画素の平均値が与えられている。有効でない画素はこの平均値に関与しない。フィルタマスクに含まれる画素に対する有効画素の必要な最小割合が設定される。この最小割合に達せられないときは、フィルタマスクの中心点における画素は無効とされる。従って、フィルタマスクに含まれる孔がその画素がこれを取り囲む画素の平均値によって置換されることによって縮小するかどうか、或いはこれがこれを取り囲む有効画素の犠牲において成長するかどうかが決定される。
【００１６】
さらに本発明の実施態様では、肺実質を表わす画像範囲（即ち肺実質画素）が平滑処理され、好ましくは特に３次元のスライディング平均化され、これにより所見を容易にする。
【００１７】
本発明の異なる実施態様では、擬似色で表わされた肺実質画素がグレイ値で表わされた原画像に重畳され、無効と格付けされた画素がグレイ値で表された原画像の画素と置換される。大血管はこれによりその元々のグレイ調でセグメント化及び着色された肺の内部に表わされる。
【００１８】
表示をそれぞれの必要に合わせるために、擬似色で表わされた肺実質画素及び原画像のグレイ値で表されたその他の画像範囲を互いに無関係にウィンドウ処理することができる。その場合、本発明の実施態様では、擬似色で表わされた肺実質画素のウィンドウ処理が行われる場合に対して、擬似色で表わされた肺実質画素のウィンドウ値を肺実質のヒストグラムから、好ましくは、ヒストグラム分布の重心点がウィンドウ処理の中央値として使用され、ウィンドウの幅が約１００ＨＵの値に設定されることにより求める。
【００１９】
本発明の方法の適用は個々の原画像に限定されるものでなく、本発明の好ましい実施態様によれば、複数の原画像を含む原画像ボリュームデータの原画像にも適用され、その際このようなボリュームデータをベースとして画像集合が再構成され、多重平面再構成（ＭＰＲ＝Ｍｕｌｔｉ Ｐｌａｎａｒ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）が行われる。
【００２０】
本発明の実施態様において、互いに対応する２つの原画像を、その１つは造影剤なしで、他の１つは造影剤を投与して、例えば一方の画像は造影剤の投与前に、他方の画像は造影剤を投与した後に撮影することによって取得し、両原画像を上述の方法の１つにより処理し、この処理された両原画像が互いに引き算されることが行われる。
【００２１】
この方法により従来のグレイ値表示に対して所見の改善が保証される。
【００２２】
着色表示は、ＣＴ装置或いはＣＴ画像を処理するためのワークステーションのグラフィック的ユーザ・インタフェースに付加的な（ソフト）ボタン（操作素子）として組み込まれる。任意の方向のＣＴ画像、例えば多重平面再構成（ＭＰＲ）した後のＣＴ画像を考察する場合、グレイ値表示と着色肺実質表示との間を切り換えることができる。
【００２３】
【発明の実施の形態】
本発明を、以下に、添付の概略図面に示された実施例を参照して説明する。
図１は、本発明による方法を実施するためのＣＴ装置の構成を概略で示す。
図２は、輪郭検出アルゴリズムのための開始点を求めることを図解する図表を示す。
図３は、輪郭検出アルゴリズムを図解する図表を示す。
図４は、検出された輪郭にある画素の侵食を図解する図表を示し、画素の侵食前及び侵食後の状態を示す。
図５は、血管除去の基になるパラメータの影響を示す。全ての画像は８００ＨＵの中央値と３００ＨＵの幅でウィンドウ処理され、左から順に、
原画像、及び
ＨＵ_B＝−９９０、ＨＵ_V＝−６５５で８％画素が除去され、
ＨＵ_B＝−９９０、ＨＵ_V＝−７８３で１８％画素が除去され、
ＨＵ_B＝−９９０、ＨＵ_V＝−８２７で２８％画素が除去され、
ＨＵ_B＝−９９０、ＨＵ_V＝−８４９で３８％画素が除去され、
ＨＵ_B＝−９９０、ＨＵ_V＝−８６４で４８％画素が除去されて、
表示された画像を示す。
図６は、平滑処理におけるフィルタコアの直径の影響を示し、左から順に、直径が７画素に対して４．９ｍｍ、９画素に対して６．４ｍｍ及び１１画素に対して７．８ｍｍである画像を示す。
図７は、左から順に、それぞれ５％、２０％、３５％及び５０％の血管係数に対する血管係数の影響の画像を示す。
図８は、図１によるＣＴ装置のユーザ・インタフェースを示す。
図９は、異常のない患者の肺のアキシャル像を擬似色表示で示す。
図１０は、ＰＥに罹患している患者の肺のアキシャル像を擬似色表示で示す。
【００２４】
図１には、ガントリー１が回転リング３で包囲された測定開口２を備え、この回転リング３にＸ線源４と、公知のように円弧状に形成され、特にシステム軸線Ｚに対して平行にＸ線源４の焦点を通る軸線を中心に湾曲した、検出器５を備えた検出器システムとが配置されているＸ線ＣＴ装置が示されている。検出器５は複数行の検出器素子５₁〜５_nを備え、その各行は１連の検出器素子を備えている。Ｘ線源４からは一点鎖線で示されるピラミッド状のＸ線ビームＲＳが出て、検出器５に当たっている。
【００２５】
Ｘ線源４及び検出器５を備えたガントリー１と、検査対象（例えば患者Ｐ）を納めるために設けられている検査台装置８の少なくとも検査台７とは図示されていない電動駆動装置によりシステム軸線Ｚに対して平行に延びる検査台の長軸の方向に互いに相対的に変位可能である。図１のＣＴ装置の場合、これは、検査台７が検査台装置８の基台９に支持部材１０により検査台７のシステム軸線Ｚの方向に、即ちｚで記された二重矢の方向に変位可能に取り付けられることにより行われる。
【００２６】
検査台７はＸ線をあまり減衰させない材料（例えば、炭素繊維強化プラスチックＣＦＰ或いは木材）から作られている。
【００２７】
コンピュータ断層撮影を行うために、ガントリー１及び検査台７は互いに相対的に動かされて、検査台７がガントリー１の測定開口２を通して延び、検査台７に載置されている患者Ｐがガントリー１に対して、患者Ｐの検査される範囲がＸ線ビームＲＳで捉えられるような位置を取るようにされる。
【００２８】
患者Ｐの１つ或いは複数の平面層の撮影を行うために、回転リング３はＸ線源４及び検出器５と共に、患者Ｐの１つ或いは複数の平面層の１つ或いは複数の断層画像の再構成に必要な異なる方向の多数の投影を行うべくシステム軸線Ｚを中心に回転されるが、一方ガントリー１及び検査台７はシステム軸線Ｚの方向に関してその位置を互いに相対的に維持する。検出器５は複数の行の検出器素子を持っているので、同時に検出器５の行５₁〜５_nの最大数に対応する数の患者Ｐの層に関する投影が行われる。この投影に対応する、検出器５の１つ或いは複数の行５₁〜５_nから生ずる測定値はコンピュータ１１に送られ、この測定値からそれ自体公知のように断層画像、特に１つの集合の断層画像を算出し、これを記録装置（例えばモニタ１２）に表示する。なお、１つの集合体の断層画像を形成する場合のために、この集合体をとおしていわゆる「頁めくり」することができる。
【００２９】
コンピュータ１１にはキーボード１３、マウス１４及び／又はその他の、ＣＴ装置の操作のための図示されていない入力装置が接続されている。
【００３０】
その都度必要なＸ線量を調整するために、Ｘ線源４にその動作のために必要な電圧及び電流を供給する電源装置１７も、対応する線で示されるように、同じくコンピュータ１１によって制御される。
【００３１】
いわゆるヘリカルスキャンを行うために、Ｘ線源４を生かした状態で回転リング３を連続的に回転させながら、検査台７を直線的にシステム軸線Ｚの方向に、即ちｚ方向に移動する。それにより行われた投影は１つ或いは複数の平面層ではなく、１つ或いは複数の螺旋状層に関係する。公知の螺旋内挿法により、コンピュータ１１はヘリカルスキャンの際に得られた測定済み投影から、１つ或いは複数の所望の平面層に関係し、断層画像の再構成を可能とする投影を算出する。さらに、ヘリカルスキャンをベースに３次元画像を再構成することも可能である。ヘリカルスキャンの間に平面層だけでなく、ボリュームも走査されるからである。
【００３２】
造影剤による検査のために、カニューレ１６を介して患者Ｐに造影剤を注入する造影剤注入装置１５が設けられている。上述の実施例の場合、造影剤注入装置１５は、対応する線で示されるように、コンピュータ１１により、患者Ｐに単位時間あたり供給される造影剤の量に関しても、また造影剤の供給開始及び終了に関しても制御される。
【００３３】
目的によっては、先ず、造影剤注入装置１５を働かせることなく、検査の対象となる患者Ｐの身体部分を含む基準スキャンが行われるのがよい。
【００３４】
その場合、本来の検査は、造影剤注入装置１５を働かせた後、その都度検査される身体部分に実際に充分な造影剤濃度が存在したときに初めて、例えばＰＥに関連した肺の検査の場合３０秒後に開始される。
【００３５】
画像集合或いは個々の画像の形で存在するＣＴ画像（アキシャル断面画像或いは多重平面再構成（ＭＰＲ）により得られた矢状叉は冠状断面画像であることもある）の本発明による画像処理方法はコンピュータ１１により行われるが、これについては以下に詳しく説明する。
【００３６】
画像処理は５つの工程、即ちセグメント化、血管除去、平滑処理、色コーディング及び画像重畳の工程で行われる。
【００３７】
肺のセグメント化のために、閾値ベースのアルゴリズムが使用される（文献１，２参照）。利用者は閾値、普通−３００ＨＵを予め与えられる。高い機能確実性を達するために、このアルゴリズムは肺実質において特別に存在する条件に適合された。
【００３８】
利用者によって両肺に一次始点が設定される。この始点から出発して複数（例えば６つ）の二次始点が求められ、そのうち３つはｙ方向に一次始点の上側に、その他の３つはｙ方向に一次始点の下側にある（図２）。
【００３９】
各始点間のｙ方向の距離は例えばそれぞれ５画素である。ｘ座標は一次始点のそれに一致する。これらの始点から正確に水平方向に、即ちｘ方向に、７つの可能な開始点が求められる。各肺において可能な開始点の探索がｘ方向にそれぞれの始点から出発して画像縁部の方向に行われる。開始点としては、そのＣＴ値が最高でも上記の閾値に等しくかつこの閾値より上にあるｎ個の画素数、例えばｎ＝５画素によって生じている点が定義される。それぞれの始点からｘ方向に最大に離れている潜在的な開始点が輪郭検出の有効開始点として使用される。即ち、それぞれ最外側にあり、なお肺実質に対するＣＴ値範囲の中にある画素が有効開始点として選ばれる。
【００４０】
高密度に造影剤で満たされた血管を持つ層ではｎ＝１を持つ標準アルゴリズムは時として成功しないこともある。全ての探索道程は血管壁で終わり、胸膜で終わっていないからである。ｎ個の画素、例えばｎ＝５の平均血管直径とするとアルゴリズムの感度は減少する。それぞれの始点からｘ方向に最大に離れている開始点は輪郭検出の開始点として利用される。
【００４１】
肺の本来の輪郭検出に関しても標準アルゴリズムは適合されている（図３）。輪郭点の探索は、上述のように検出された有効開始発点から出発して、反時計方向に行われる。このアルゴリズムは常に探索方向に最初の３つの隣接点を考察し、先ず最も近い輪郭点より閾値の下側の値を持つ画素を決定する。３つの隣接点の最初の点が輪郭点として検出されると、探索方向は元々の探索方向に対して−９０°に変更される。３つの画素のいずれも基準を満たさないときは、探索方向は元々の探索方向に対して＋９０°に変更される。いずれのその他の場合元々の探索方向は変更されずに維持される。このアルゴリズムは探索方向を逆転し、その固有の軌跡に戻すことが可能にされている。この反復の数が所定の値を超えると、輪郭探索は中断される。
【００４２】
得られた（抽出された）輪郭をベースにして２値のセグメント化マスクが形成される。このため胸膜に属する画素を除去するために、このセグメント化マスクは５層に侵食され、この侵食は「４つの結合された隣」の原理を構造化要素として使用する（文献３参照）（図４）。
【００４３】
画像集合を処理する場合、各肺の中心位置がセグメント化マスクから導出され、次の画像のセグメント化の一次始点として使用される。セグメント化は、自動的に集合全体が処理されるまで続けられる。
【００４４】
次の平滑処理のためのデータを準備するために、血管除去の途次において比較的大きな血管構造及び気道がＨＵ値の選択により画像から除去される。下側の閾値ＨＵ_B及び上側の閾値ＨＵ_Vが与えられ、ＨＵ_B以下の画素は気道、即ち気管支として確認され、ＨＵ_V以上の画素は血管として確認される。
【００４５】
最適な画像印象を得るために、２つの目標、即ちできるだけ全ての血管を除去し、できるだけ多くの肺画素を画像に保持する、という目標の間のバランスが取られねばならない。その場合、ＨＵ_Vに対する最適値は患者によって異なり、その上同一の患者の中でも変化し得る。ＨＵ_Vを百分率として定義することはそれ故より一般的であり、それ故に閾値及び百分率値をベースとした方法を組み合わせることが行われる。調査によると、除去された肺画素の最大数は全肺画素の２８％に制限されるのが適当であり、ＨＵ_Vは２８％の限界が維持されるが、他方ＨＵ_Bに対しては−９９０ＨＵの固定値が適当である（図５）。
【００４６】
セグメント化された画像は平滑処理され、適応フィルタリングの途中で直線内挿により改質されて、等方性画素間隔を得るようにする。個々には等方性（２次元の場合円形の、３次元の場合球面状の）フィルタコア（核）を使用した適応性スライディング平均値フィルタリングが適用される。前述の実施例の場合のように、５ｍｍの大きさ以下の肺実質構造が評価されることがないときには、特に５ｍｍの直径を持つフィルタコア（核）が使用されるのがよい（図６）。普通のＣＴ画像においてこれは７個の画素に相当する。
【００４７】
フィルタの適用の際にそれぞれ現実の核の平均画素はそれぞれの核の全画素の平均値によって置換される。先行の処理において除去された（セグメント化、侵食、血管除去）画素は有効でないと定義され、平均値の形成に貢献しない。
【００４８】
利用者によって、平均値形成の有効な結果を作り出すために、核に存在しなければならない有効画素の最小の割合が定義される。この最小割合は、百分率値として与えられ、これを以下では血管係数とする。この割合が限界値以下にあるときは、平均画素は有効でないとされる。最後の工程で全ての有効でない画素が原画像の対応する画素によって置換されるから、血管係数は、どれだけ多くの血管構造と気道が処理された肺実質範囲に現れるかを確定する。特に２８％の血管係数が使用されるのがよい（図７）。
【００４９】
画像集合を処理するとき、前述したように、７画素の直径の場合、従って集合の７つの連続する画像を検出する球面状の３次元フィルタコアが使用される。
【００５０】
フィルタアルゴリズムを実装する際、好ましくは、高速の数値的畳み込みアルゴリズムが使用される。このアルゴリズムは以下において２次元フィルタについて説明するが、これは容易に３次元に拡張できる。
【００５１】
有効でない画像或いは検出された輪郭の外にある画像の全ての画素は０と置かれる。画像マトリックス及びその２値マスクはその場合別々に畳み込みされる。２値マスクの畳み込みは有効画素の数をマトリックスにおける値の位置に応じて生じさせる。血管係数は、対応する閾値がマトリックスに適用され、この閾値以下の全ての値が０に置かれることにより考慮される。フィルタリングされた画像を得るために、畳み込みされた画像は畳み込みされたマスクにより分割され、この分割は素子ごとに行われる。畳み込みされた２値マスクの素子が０であるとき、その結果は有効でないとされる。
【００５２】
肺実質における造影剤の増強の図解を容易にするために、合成画像はスペクトル・カラースケールにおいて擬似色で表わされ、スペクトル色を含む即ち赤色から紫色まで達するカラースケールは色コーディングに使用される。擬似色表示のために行なわれる色コーディングはグレイ値表示と同様にウィンドウ処理によって制御される。ウィンドウのパラメータを求めるために発見的方法で処理される。即ち、パラメータを自動的に決定するために肺実質画素のヒストグラムが分析される。ヒストグラム分布の重心点がウィンドウ処理の中央値として使用され、ウィンドウの幅は約１０００ＨＵの値に設定される。
【００５３】
肺実質の合成画像は原画像に重畳される。その場合画像のグレイ値及び色で表示された部分を別々にウィンドウ処理することが行われる。その基になる原画像はデータレコードにおける空間的方向付けに重要である。
【００５４】
図８に示され、本発明の方法を制御するための、図１のＣＴ装置のユーザ・インタフェースは、画像表示のための領域の他に操作素子を備えた領域を備えている。
【００５５】
詳細には、セグメント化のための操作素子が設けられ、操作素子１８によりセグメント化のための閾値が、操作素子１９により（一次及び二次の）始点の数が、操作素子２０によりＨＵ_Bの値が、そして操作素子２１により血管係数が設定される。
【００５６】
さらに、平滑処理のための操作素子を備えた領域が設けられ、操作素子２２でフィルタコアがその直径と共に、操作素子２３で画像集合を処理する場合にフィルタコアで捉えられる画像の数が選択される。
【００５７】
さらに、黒白及び色画像部分のウィンドウ処理のパラメータを設定する操作素子を含む領域２４，２５が設けられている。
【００５８】
操作素子２７，２８により黒白表示と擬似色表示との間を切り換えることができる。
【００５９】
さらに、上述の方法によって処理され、１つは造影剤なしで、１つは造影剤を使用して得られた２つの画像を互いに引き算するための操作素子を含む領域２９が設けられている。
【００６０】
本発明による画像処理に、ＰＥに対する臨床的疑問の故に行われた胸部検査の際に取られた臨床データレコードが使用された。その場合、非イオン性造影剤（ウルトラヴィスト３７０、ドイツ、ベルリン、シェリング社製）が造影剤注入装置（ＣＴ９０００デジタル・インジェクション・システム、オハイオ州シンシナティ、リーベル・フラールスハイム社製）により静脈処理された。全体で１２０ｃｍ³の造影剤が３ｃｍ³／ｓの流量で、食塩水溶液（全体で３０ｃｍ³、３ｃｍ³／ｓの流量）に続いて処理された。造影剤投与と撮影開始との間の開始の遅れは３０秒であった。画像の撮影は市販の多数行ＣＴ装置（ドイツ、フォルシュハイム市のシーメンス社製のソマトム・ボリューム・ズーム）で行われた。撮影パラメータは、１．７５のピッチで４×１ｍｍの狭い視野に規定して１４０ｋＶ及び１００ｍＡｓであった。従って胸部全体をただ１回２１秒間息を止める間に検査することができた。その後に息を止めてさらに検査することは必要でなかった。このようにして得られた初期画像は１．２５ｍｍの層厚及び０．８ｍｍの再構成増分ごとに再構成され、ＰＣ（ペンチアムＩＩＩ，６００ＭＨｚ）で画像処理された。
【００６１】
本発明の効果を具体的にするために、病理変化のない患者の画像（図９）とＰＥを示した患者の画像（図１０）をそれぞれアキシャル像で示す。この場合、実際には、高密度の範囲（即ち、高造影剤密度の範囲）は赤色で、低密度の範囲（即ち、主として造影剤の増強されていない範囲）は紫色で表示されている。図９及び１０は白黒で表わされているので、図１０に高密度範囲はＨで示した矢で、低密度範囲はＬで示した矢で表示されている。
【００６２】
図９は造影剤を静脈投与した後の左房の高さのアキシャル像を示す。肺血管全体に造影剤が完全に行き渡っている。肺実質の表示には灌流の不足は見られない。特に高密度の範囲も、特に低密度の範囲も認められない。それ故に対応する矢は記入されていない。
【００６３】
図１０では、複数の房が血栓による閉塞を持っている。それに応じて高密度の範囲が停滞した造影剤により、低密度の範囲が血流の減少により発生している。これは対応の矢で示されている。
【００６４】
それ故、本発明の方法により所見の改善が可能であることが明らかである。スペクトルスケールの両端（即ち赤色及び紫色）は、肺実質における病理情況を指し示すことができる。赤色範囲は密度の上がった範囲であり、例えば肺拡張不全によって起きる。紫色の範囲は密度が減少した範囲であり、血流が減少することにより、従って造影剤の浸透が減少していることを原因として起こり得る。
【００６５】
文献：
［１］パブリディス「グラフ化と画像処理のためのアルゴリズム」、スプリンガ出版、１９８２年
［２］ウィリ．Ａ．カレンダー、ハインツ．フィヒテ、ウエルナ．バウツ及びマルチン．スカレフ「肺の量的ＣＴのための準自動評価手順」、コンピュータ支援断層撮影誌、１５（２）：２４８〜２５５
［３］ジョン．Ｃ．ラス「画像処理ハンドブック」、シュプリンガ出版、１９９９年
［４］Ｍ．ケーニッヒ、Ｅ．クロッツ、Ｂ．ルカ、Ｄ．Ｊ．ウェンデリンク、Ｊ．Ｆ．スピットラー、Ｌ．ホイザ「脳の灌流ＣＴ：虚血性鼓動の早期検出のための診断アプローチ」、放射線医学、１９９８年、２０９：８５〜９３
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明による方法を実施するためのＣＴ装置を示す概略構成図
【図２】輪郭検出アルゴリズムのための開始点を求めることを図解する図
【図３】輪郭検出アルゴリズムを図解する図
【図４】検出された輪郭にある画素の侵食を図解する図
【図５】血管除去の基になるパラメータの影響を示す図
【図６】平滑処理におけるフィルタコアの直径の影響を示す図
【図７】血管係数に対する血管係数の影響の画像を示す図
【図８】図１によるＣＴ装置のユーザ・インタフェースを示す概略図
【図９】異常のない患者の肺のアキシャル像を擬似色表示で示す図
【図１０】ＰＥに罹患している患者の肺のアキシャル像を擬似色表示で示す図
【符号の説明】
１ ガントリー
２ 測定開口
３ 回転リング
４ Ｘ線源
５ 検出器
７ 検査台
８ 検査装置
９ 基台
１０ 支持部材
１１ コンピュータ
１２ モニタ
１３ キーボード
１４ マウス
１５ 造影剤注入装置
１６ カニューレ
１７ 電源装置
Ｐ 患者
Ｚ システム軸線
ＲＳ Ｘ線ビーム
ｚ 回転リングと検査台の相対運動方向
１８〜２３，２７，２８ ユーザ・インタフェースの操作素子
２４，２５，２９ ユーザ・インタフェースの領域

Claims (21)

1. 造影剤を使用して得られた肺のコンピュータ断層撮影像を原画像として、
   ・肺実質画素を求め、
   ・この肺実質画素が擬似色で表わされ、その他の画像範囲が原画像のグレイ値で表わされるように処理された画像を形成する
   工程を備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影画像の画像処理方法。
2. 第一の工程として原画像において輪郭検出アルゴリズムを適用することによって肺画素を残りの画像内容から分離し、肺に関連する全ての続く工程を確認された肺画素にのみ適用することを特徴とする請求項１記載の方法。
3. 肺実質画素を求めるために気管支及び血管をそのＨＵ値に基づいて確認し、それらに対応する画素を肺画素から除去することを特徴とする請求項１叉は２記載の方法。
4. 画素の予め定められた最大百分率割合を越えない画素の割合を除去することを特徴とする請求項３記載の方法。
5. 除去された画素が有効でない画素として格付けされることを特徴とする請求項４記載の方法。
6. 肺実質を表わす画像範囲が平滑処理され、有効でない画素が平滑処理に算入されない工程を備えることを特徴とする請求項１乃至５の１つに記載の方法。
7. 平滑処理としてスライディング平均化が行われることを特徴とする請求項６に記載の方法。
8. 平滑処理にそれぞれ算入される画素の数が選択されることを特徴とする請求項６叉は７記載の方法。
9. 平滑処理にそれぞれ算入された画素の数が、平滑処理に算入された全ての画素の平均値が属する平均画素を含むことを特徴とする請求項８記載の方法。
10. 平滑処理にそれぞれ算入された画素の数に対する有効画素の最小割合が選ばれ、それを下回ったとき平均画素が有効でないとされることを特徴とする請求項９記載の方法。
11. 擬似色で表わされた肺実質画素がグレイ値で表わされた原画像に重畳され、有効でないとして格付けされた画素が原画像のグレイ値で表わされた対応の画素によって置換されることを特徴とする請求項１乃至１０の１つに記載の方法。
12. 擬似色で表わされた肺実質画素及び原画像のグレイ値で表わされたその他の画像範囲が互いに無関係にウィンドウ処理されることを特徴とする請求項１乃至１１の１つに記載の方法。
13. 擬似色で表わされた肺実質画素のウィンドウ処理が行われ、擬似色で表わされた肺実質画素のためのウィンドウ値が肺画素のヒストグラムから求められることを特徴とする請求項１乃至１２の１つに記載の方法。
14. ヒストグラム分布の重心点がウィンドウの中央値として使用され、ウィンドウの幅が約１００ＨＵの固定値に設定されることを特徴とする請求項１３に記載の方法。
15. 複数の原画像を含むボリュームデータの原画像に適用されることを特徴とする請求項１乃至１４の１つに記載の方法。
16. 複数の原画像を含むボリュームデータをベースにして多重平面再構成（ＭＰＲ）が行われることを特徴とする請求項１５に記載の方法。
17. 互いに対応する２つの、その１つは造影剤なしで、他の１つは造影剤を投与して得られる原画像を作成し、両原画像を請求項１乃至１６の１つに記載の方法に従って処理し、この処理されて得られた両画像が互いに引き算される工程を備えることを特徴とするコンピュータ断層撮影画像の画像処理方法。
18. 請求項１乃至１７の１つに記載の方法を実施するために少なくとも１つの操作素子を備えていることを特徴とするコンピュータ断層撮影装置。
19. 操作素子がグラフィック的ユーザ・インタフェースの構成要素であることを特徴とする請求項１８に記載のコンピュータ断層撮影装置。
20. 請求項１乃至１７の１つに記載の方法を実施するために少なくとも１つの操作素子を備えているコンピュータ断層撮影画像処理ワークステーション。
21. 操作素子がグラフィック的ユーザ・インタフェースの構成要素である請求項２０に記載のワークステーション。

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