(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の線状又は管状組織を含む３次元データから線状又は管状組織の芯線に関する離散的な３次元の点列を抽出する手段と、
前記離散的な３次元の点列を曲線で近似する手段と、
前記近似曲線に沿って連続する互いに平行でない複数の局所断面に関して断面画像データを順番に前記３次元データから再構成する手段と、
前記断面画像データを動画として順番に表示する表示手段とを具備し、
前記局所断面各々は前記近似曲線を中心として設定されることを特徴とする３次元画像表示装置。
【請求項２】
前記局所断面各々は前記近似曲線に直交することを特徴とする請求項１に記載の３次元画像表示装置。
【請求項３】
前記局所断面各々はその中心において前記近似曲線に直交することを特徴とする請求項１に記載の３次元画像表示装置。
【請求項４】
前記局所断面は、前記近似曲線上で一定の間隔に配列されることを特徴とする請求項１に記載の３次元画像表示装置。
【請求項５】
前記３次元データから投影画像データを生成する投影画像データ生成手段をさらに備えることを特徴とする請求項１に記載の３次元画像表示装置。
【請求項６】
前記表示手段は、前記投影画像データを前記断面画像データと同画面に表示することを特徴とする請求項５に記載の３次元画像表示装置。
【請求項７】
前記投影画像データ生成手段は、投影方向の異なる複数の投影画像データを生成し、前記表示手段は、前記複数の投影画像データを前記断面画像データと同画面に表示することを特徴とする請求項５に記載の３次元画像表示装置。
【請求項８】
前記投影画像データ生成手段は、前記表示手段に表示されている断面画像データに対応する局所断面の位置を表す情報を前記投影画像データに重畳することを特徴とする請求項５に記載の３次元画像表示装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、３次元画像表示装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
最近の電子計算機の記憶大容量化とプロセス処理の高速化等の技術発展は、「D.D.Stark, W.G.Bradley:"Magnetic Resonance Imaging"2nd ed.,1,Mosby Year Book,pp.299-334(1992)」、「町田好男：“血管イメージング技術の進歩−ＭＲＩ”日獨医報，41,4,pp.17-23(1997)」、「片田和廣：“ヘリカルスキャンＣＴを中心とした３次元画像診断の現状と問題点”日本医用画像工学会誌，13,3,pp.208-214(1995)」 に記載されているように、磁気共鳴映像装置（ＭＲＩ）やＸ線コンピュータ断層撮影装置（Ｘ線ＣＴ）により収集した３次元データ（ボリュームデータ）を使った３次元画像診断の実用化を促進している。
【０００３】
３次元画像表示にはいくつかの方法があるが、その主流は、表面表示と、断面変換である。断面変換処理は、一般的には多断面で行われるため、通常、多断面変換（multi-planar reformat ；ＭＰＲ）と呼ばれている（岩井喜典，斎藤雄督，今里悠一：“医用画像診断装置”コロナ社，pp.160-161(1988)）。
【０００４】
このＭＰＲは、多くの断面画像を得るためのくり返し撮影が不要であり、１度に撮影された３次元データに対して任意の方向の断面画像を再構成することができる。このＭＰＲ技術の応用として、仮想化された人体をコンピュータ・グラフィックスの手法で用いて任意の方向の視線で観察する方法、特に血管等の管状組織の内部に視点をおいて管の壁面を内部から観察する仮想的内視鏡が診断の新しいツールとして着目されている（鳥脇純一郎：“３次元画像と仮想化された人体に基づく診断・治療支援”日本医用画像工学会誌，15,4,pp.317-327(1997) ）。
【０００５】
この方法は、壁面のボリュームレンダリングを行うため、その形状を認識するに適している。
【０００６】
血管系の造影法であるMagnetic Resonance Angiography（ＭＲＡ）においては、それが登場した当初では画質が不十分であったことや画像値の統一規格が無いといった様々な事情による制限を受けて、最大値投影（Maximum Intensity Projection：ＭＩＰ）法による３次元画像表示が一般的であった（Jeffrey S.Ross:“MR angiography furnishes detaild vascular images”DIAGNOSTIC IMAGING,10,8,pp.96-103(1988) ）。
【０００７】
しかし、ＭＩＰでは、複雑に入り組んだ構造の脳血管を良好に表現することはできない。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、複雑な構造、例えば複雑に入り組んだ構造の脳血管を良好に表現し得る３次元画像表示装置を提供することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明による３次元画像表示装置は、被検体の線状又は管状組織を含む３次元データから線状又は管状組織の芯線に関する離散的な３次元の点列を抽出する手段と、前記離散的な３次元の点列を曲線で近似する手段と、前記近似曲線に沿って連続する互いに平行でない複数の局所断面に関して断面画像データを順番に前記３次元データから再構成する手段と、前記断面画像データを動画として順番に表示する表示手段とを具備し、前記局所断面各々は前記近似曲線を中心として設定される。
【００１０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明による３次元画像表示装置を実施形態により図面を参照して詳細に説明する。発明者らは、ＭＲＡにおける脳血管の表現法に関する研究（「引地政征，竹内靖雄，畑中雅彦，町田好男，児島富美敏：“3D MRAにおける脳血管の自動追跡処理について”信学技報，MBE98-31,pp.35-42(1998)」、「引地政征，久保田隆，畑中雅彦，町田好男，児島富美敏：“3D MRAにおける脳血管の補間曲線表現について”平１０北海道連大，pp.340-341(1998)」、「郷六亮浩，鈴木  智，引地政征，畑中雅彦：“3D MRAにおける脳血管の補間曲線表現について（２）”開発技術研究会，pp.19-20(1998)」）と共に、ＭＲＡにおける脳血管の臨床上有効な３次元（３Ｄ）表示法（仮想的内視鏡の視点に着目した脳血管の連続断面変換法）について開発した。
【００１１】
図１は本発明の実施形態に係る３次元画像表示装置の構成を示す図である。図２にはその処理手順が示されている。なお、生体内の線状又は管状組織として、ここでは、複雑に入り組んだ構造を持つ脳血管を例に説明するが、線状又は管状の他の組織や臓器を３次元画像表示の対照としてもよい。
【００１２】
３Ｄ頭部ＭＲＡデータ記憶部１１には、磁気共鳴映像装置でＭＲＡにより収集された３Ｄ頭部ＭＲＡデータが予め記憶されている。前処理部１３には、３Ｄ頭部ＭＲＡデータからセグメンテーション処理により脳血管ボクセル領域を抽出するセグメンテーション処理部１５が設けられている。セグメンテーション処理には、一般的に、隣接ボクセル間の濃度差が大きい点の連結により領域を分割する「微分法」と、適当なしきい値に対する濃度値の大小により領域を分割する「しきい値法」とがあるが、その何れを採用してもよく、また両者を併用するものであってもよい。しきい値処理では、そのしきい値は、例えば、濃度値の平均値ａｖｇにデータの画像値から所定の計算式で導出される値を加えた値に調整される。
【００１３】
また、前処理部１３に設けられた脳血管の自動追跡処理部１７は、抽出された脳血管ボクセルに基づいて血管芯線を求めるもので、その処理手順としては、（１）薄面化処理において、局所的な投影像に対して細線化処理を行い、薄面化データとする、（２）曲断面生成処理において、薄面化データを切り出し、曲断面とする、（３）３次元点列取得処理において、曲断面上の血管データを細線化処理することで得られる離散的な点列を血管芯線とする、というものである。この血管芯線データは、３次元の点列して、追跡した血管毎に保存される。
【００１４】
さらに、前処理部１３に設けられた脳血管の補間曲線表現部１９は、自動追跡処理部１７で得られた血管芯線（離散的な点列）を曲線近似手法を使って補間曲線で表現することで、データ圧縮の効果と血管走行方向の平滑化を実現している。補間曲線の表現方法には様々あるが、ここでは、Ｂ−Spline（又はベジエ曲線）による補間曲線表現を採用する。その処理の手順を以下に示す。
【００１５】
（ステップ１）制御点の抽出
まず、血管芯線から血管形状を表す以下のような制御点を抽出する。本実施形態の制御点抽出のルールでは、曲率半径の大きな部分では制御点数を少なく、曲率半径の小さな部分では多数の制御点が保存される。
【００１６】
１）；各座標方向で追跡方向が反転する点
２）；１）で得られた制御点の中間の追跡点
（ステップ２）制御点の移動
４点（ｘ0 ，…，ｘ3 ）のデータを用い、その間の２点間（ｘ1 〜ｘ2 ）の補間を行うＢ−Spline曲線は次の式で表される（Steven Harrington:“COMPUTER GRAPHICS,A Programming Approach”McGraw-Hill Book Company,pp.410-415(1987)）。
【００１７】
【数１】
0004598910.tif 000002
【００１８】
補間曲線が血管内を通過しない部分に対して、制御点の移動を行う。移動は、２６ボクセル近傍の範囲で行い、補間曲線が血管内部を最も多く通る場所を選択する。
【００１９】
（ステップ３）制御点の追加
制御点の移動においても、補間曲線が血管内を通過しない部分が存在する場合には、制御点を追加する。
【００２０】
このように前処理部１３で求めた補間曲線を使って連続断面変換処理部２１で、補間曲線に沿って連続する複数の断面に関して断面画像データを順番に３Ｄ脳血管ＭＲＡデータから再構成する。この連続断面変換処理の詳細について以下に手順に従って順番に説明する。
【００２１】
（断面位置決定処理部２３と断面方向決定処理部２５とによる断面位置と断面方向の決定）
まず、断面変換画像を表示するための断面位置と断面方向を決定する。血管断面は、血管走行に対して略直交するように配置する。補間曲線で表現された血管芯線上の断面位置を取る場合、その接線方向を求めることは容易である。図３に示すように、この接線方向に対して略直交するように、且つ補間曲線に対して血管断面中心で交差するように血管断面を設定する。補間曲線における接線ベクトルは（１）式の１次微分により求められる。その結果を（２）式に示す。
【００２２】
【数２】
0004598910.tif 000003
【００２３】
（断面座標系）
断面画像の座標系は断面位置と断面方向によって決定される。本実施形態では、血管断面の連続的な表示を目的としているため、断面変換する領域は血管付近の限られた部分だけなので、大きさ一定の局所的な断面画像を表示領域に大きく表示できるように、所定の大きさの単位座標系を回転移動と平行移動することにより血管断面を決定する。これを断面座標系と呼ぶ。単位座標系の大きさは血管断面の表示に十分な大きさに取る。図４に単位座標系と断面座標系の関係を示している。
【００２４】
まず、座標系の回転は、回転行列により行う。Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸それぞれに対して単位座標系Ｄ（ｘ，ｙ，ｚ）を回転させる。単位座標系Ｄ（ｘ，ｙ，ｚ）を回転行列Ｒで回転移動した後、断面位置Ｌ（ｉ，ｊ，ｋ）に平行移動した断面座標系Ｄ′（ｘ，ｙ，ｚ）とすると（３）式となる。
【００２５】
【数３】
0004598910.tif 000004
【００２６】
上記（２）式で得られる断面方向は、ベクトルで表される。接線ベクトルから回転角を導出する必要がある。単位座標系が、Ｘ−Ｙ平面上に存在している場合、その法線ベクトルはＺ軸方向である。この法線ベクトルを回転操作により接線ベクトルの方向に一致させる。これは幾何学的な変換により行うことができる。接線ベクトルをｎ＝（ｎx ，ｎy ，ｎz ）とすると、Ｙ軸の回転とＸ軸の回転の２段階で回転を行う場合の回転角（φ，θ）は、（４）式、（５）式のように表される。
【００２７】
【数４】
0004598910.tif 000005
【００２８】
単位座標系の法線ベクトルはＺ軸方向であるので、Ｘ軸，Ｙ軸の回転の前に行われるＺ軸の回転は、法線ベクトルの移動には影響を及ぼさない。断面座標系の水平方向成分がボリュームデータの水平方向と一致する条件を加味した場合、Ｚ軸の回転角ψは、次の（６）式のように表される。図５に法線ベクトルと回転角の関係を示している。
【００２９】
【数５】
0004598910.tif 000006
【００３０】
（断面変換／補間処理部２７による断面変換と補間処理）
一般に回転座標の格子点と原画像の格子点は一致しないので、単純に原画像の画像値から断面を取り出すことは出来ない。原画像と回転座標の格子点の関係を考慮して、取り出す格子点の周りの３Ｄ脳血管ＭＲＡの実際に取得した実データ値から補間処理により断面画像を求める。また、断面画像として取り出す格子点の数を増やすことで、断面画像の拡大も同時に行うことができる。補間処理は各種知られているが、本実施形態では、cubic convolution法（浦井  稔，坂上勝彦，細村  宰，桝田彰一，渡辺  宏：“画像データの処理と解析（１）”（財）資源観測解析センター，pp.140-141(1989)参照）を使用する。
【００３１】
１次元の場合は、前後４点の格子点ｆi （ｉ＝１，２，３，４）から非格子点の画像値を求める方法であり、ｆ2 とｆ3 の間の点ｕの画像値ｇx は（７）式で表される。
【００３２】
【数６】
0004598910.tif 000007
【００３３】
３次元空間に存在する非格子点の画像値を求める場合は、（ｕ，ｖ，ｗ）を囲む周囲６４点の格子点ｆijk を使用する。（７）式を３次元空間に拡張した（８）式を用いる。
【００３４】
【数７】
0004598910.tif 000008
【００３５】
こうして再構成された血管断面画像は、その再構成順に従って動画として表示部２９に表示される。
【００３６】
ここで、上述したように決定された断面位置に従って血管断面を連続的に動画として表示する。上記補間曲線で表現された血管の場合、制御点の間隔は一定でない。同時に複数の血管を比較しながら表示する用途では、等間隔で表示ができることが望ましい。しかし、（１）式により与えられる補間曲線では、任意の区間に対する長さの解析解を求めることは困難である。一定間隔ではない制御点においては、媒介変数ｕの変化に対する補間曲線上の変化が制御点の区間毎に異なるので、さらに難しくなる。
【００３７】
そこで、断面変換像を生成する間隔Δｌi を一定に取る場合、対応する媒介変数ｕの変化量Δｕi を近似的に決定する方法を用いる。媒介変数ｕの微小変化量δｕを固定して、対応する補間曲線上の微小区間δｌを計算し、その積分値が断面間隔Δｌi を越えるまでのｕの変化量をΔｕi とする。積分値を近似計算するために、δｕはΔｌi に対して十分小さくする。図６に補間曲線と媒介変数の関係を示す。
【００３８】
求められた媒介変数ｕの変化から断面位置と断面方向が決定される。断面間隔Δｌi を小さくすることで、連続する断面画像の表示間隔を小さくでき、血管走行における断面画像の変化をスムーズに表示する事ができる。以上の操作を血管毎に並列に処理することで、複数血管の断面画像を同時に追跡表示する効果が得られる。
【００３９】
なお、上記の近似曲線における媒介変数の変位を３次元画像空間へマッピングするためのルックアップテーブルを作成することにより、演算の高速化を図ることができる。
【００４０】
（表示）
図７に実際にＭＲＡデータを使用した連続断面変換表示画面の一例を示している。画面内の上部には、断面変換／補間処理部２７又は図示しない専用処理部で生成されたアキシャル、サジタル、コロナルといった複数の投影方向に対する複数のＭＩＰ（最大値投影）像が表示され、その画面の下部に、追跡表示している血管断面画像が動画として同時表示される。ここでは、２本の血管について３Ｄ表示の対照として設定されている。投影画像には、動画として表示している血管断面画像に対応する血管断面の位置及び方向を表している枠ＣＲ１，ＣＲ２が、血管走行を表す接線ベクトルを表す線と共に重畳表示される。つまり、上部の投影画像で示されている枠ＣＲ１，ＣＲ２で囲まれた部分を断面変換により拡大表示している。なお、使用したデータは、マトリクスサイズ２５６×２５６×１２８、ボクセルサイズ０．７×０．７×０．７［ｍｍ3 ］の正常ボランティアの頭部３Ｄ  ＴＯＦ  ＭＲＡ（Laub G.A.他の著、“MR angiography with gradient motion refocusing” J.Comput.Assist.Tomogr.vol.12,p377(1988)）データである。
【００４１】
血管断面は原画像から１４×１４［ｍｍ2 ］の断面領域を取り出し、６倍に補間拡大して画素数１２８×１２８として表示している。図８（ａ）と図８（ｂ）に連続断面変換による表示結果の一部を示す。図８（ａ），図８（ｂ）はそれぞれ別の血管の追跡表示した結果であり、図７に示した２つの枠ＣＲ１，ＣＲ２に対応している。追跡順の断面画像を左から右に並べている。血管断面の間隔は、１．４［ｍｍ］である。
【００４２】
なお、今回実験したシステムは、RedHat LinuxのＸ−Window環境上で構築した。計算機性能は、ＤＥＣ Alpha chip ２１１６４／６００ＭＨｚである。長さ４０［ｍｍ］の血管に対してボクセルサイズの２０％の０．１４［ｍｍ］間隔で約２９０枚の断面変換像を表示した場合、処理にかかる時間は約８０秒程度であった。
【００４３】
以上述べたように本実施形態によると、脳血管の自動追跡の結果を利用して、診断支援に有用な連続断面変換表示方法が提供され、仮想的内視鏡様の視点でボリュームデータの画像値をそのまま利用しつつ動的に血管断面を表示する特徴を有している。また、血管芯線の補間曲線表現を利用することで、スムーズな断面追跡が可能であり、２本の血管を比較しながら追跡することで診断の支援に役立つものと期待できる。
【００４４】
また、本実施形態による連続断面変換表示方法は、血管系、特に複雑な構造を持っている脳血管系の観察、診断等に有用である。それは、次に例示する具体的な特徴により達成されるものである。
（ａ）血管芯線（補間曲線）を使うことで血管に対して常に直交する断面で血管断面画像を生成できる。
（ｂ）単位断面の中心を血管芯線（補間曲線）に合わせることで、常に表示領域の中央に血管断面画像を配置することができる。
（ｃ）単位座標系のサイズ調整により、血管を表示領域内で適正なサイズで表示することができる。
（ｄ）血管断面画像が表示領域の中央にしかも適正なサイズで表示されるので、２本又はそれ以上の血管を比較することが容易になる。
（ｅ）単位座標系の移動に伴って、血管断面画像をアニメーションのように表示することができる。
（ｆ）断面の移動の間隔を曲線的距離でほぼ一定に揃えることができる。（ｇ）血管断面画像と同画面に、直交する３枚の投影画像（ＭＩＰ）が断面フレームと共に表示されるので、現在表示中の脳血管断面画像の位置を動的に確認することが容易である。
【００４５】
本発明は、上述した実施形態に限定されることなく、種々変形して実施可能である。
【００４６】
【発明の効果】
本発明によると、複雑な構造、例えば複雑に入り組んだ構造の脳血管を良好に表現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態に係る３次元３次元画像表示装置の構成を示すブロック図。
【図２】本実施形態の動作を示すフローチャート。
【図３】図２の断面位置決定処理と断面方向決定処理によって決定される血管芯線（補間曲線）に対する断面の位置及び方向を模式的に示す図。
【図４】図２の断面位置決定処理と断面方向決定処理において、断面サイズを規定する単位座標系と断面座標系との関係を示す図。
【図５】図２の断面位置決定処理と断面方向決定処理において、単位座標系の放線ベクトルと回転角との関係を示す図。
【図６】図２の断面位置決定処理と断面方向決定処理において、補間曲線上で断面間隔を略一定にする処理を簡易化するため媒介変数の補間曲線に対する関係を示す図。
【図７】図１の表示部の表示画面例を示す図。
【図８】図７の断面画像の断面移動に伴う動的な変化を示す模式図。
【符号の説明】
１１…３Ｄ頭部ＭＲＡデータ記憶部、
１３…前処理部、
１５…セグメンテーション処理部、
１７…脳血管自動追跡処理部、
１９…脳血管補間曲線表現部、
２１…連続断面変換処理部、
２３…断面位置決定処理部、
２５…断面方向決定処理部、
２７…断面変換／補間処理部、
２９…表示部。
【図１】
0004598910.tif 000009
【図２】
0004598910.tif 000010
【図３】
0004598910.tif 000011
【図４】
0004598910.tif 000012
【図５】
0004598910.tif 000013
【図６】
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【図７】
0004598910.tif 000015
【図８】
0004598910.tif 000016