(57)【要約】【課題】検査領域内における検出された画像に基づいて管検査を簡単化する。【解決手段】検査領域（３）内において断層撮影装置（４）により検出された画像データに基づいて患者（２）の管（１）を検査する方法において、画像データに基づいて、少なくとも１つの管（１）に沿った異なる位置（６）で一連の管直径（５）が求められ、求められた一連の管直径（５）に基づいて、管直径（５）の変化を知ることができる信号（７；８）が発生される。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
検査領域（３）内において断層撮影装置（４）により検出された画像データに基づいて患者（２）の管（１）を検査する方法において、
画像データに基づいて、少なくとも１つの管（１）に沿った異なる位置（６）で一連の管直径（５）が求められ、
求められた一連の管直径（５）に基づいて、管直径（５）の変化を知ることができる信号（７；８）が発生される
ことを特徴とする患者の管の検査方法。
【請求項２】
管直径（５）を求めるために、管（１）だけを含んでいるセグメンテーション画像（９）が算出され、セグメンテーション画像（９）において管（１）がマークを付けられることを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項３】
管直径（５）を求めるために、管（１）の中心経路（１０）が決定され、管直径（５）が、管（１）の内壁（１１）と中心経路（１０）との間の垂直方向の距離から算出されることを特徴とする請求項１又は２記載の方法。
【請求項４】
管直径（５）が、信号（７；８）の発生前に、観察された最大管直径で正規化されることを特徴とする請求項１乃至３の１つに記載の方法。
【請求項５】
信号（７；８）の発生が、管（１）の表示の進行に同期して行なわれることを特徴とする請求項１乃至４の１つに記載の方法。
【請求項６】
管直径（５）に比例する信号値（１２）を有する信号（７；８）が発生され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。
【請求項７】
管（１）に沿って局所的に隣接する管直径から勾配が算出され、それぞれの勾配に比例する信号値（１３）を有する信号（７；８）が発生され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。
【請求項８】
勾配大きさが閾値（１４）と比較され、勾配大きさが閾値を超過すると勾配符号の考慮のもとに信号（７；８）が発生されることを特徴とする請求項７記載の方法。
【請求項９】
信号（７；８）が音響信号であることを特徴とする請求項１乃至８の１つに記載の方法。
【請求項１０】
信号値（１２；１３）が音響周波数であることを特徴とする請求項７又は８記載の方法。
【請求項１１】
管狭窄を知るために、小さくなる管直径は高くなる音響周波数によって示されることを特徴とする請求項１０記載の方法。
【請求項１２】
信号が光信号であ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。
【請求項１３】
信号値がカラー値であることを特徴とする請求項７又は８記載の方法。
【請求項１４】
画像データがコンピュータ断層撮影装置により検出されることを特徴とする請求項１乃至１３の１つに記載の方法。
【請求項１５】
画像データが磁気共鳴装置により検出されることを特徴とする請求項１乃至１３の１つに記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、検査領域内において断層撮影装置により検出された画像データ基づいて患者の管（例えば、血管、胆管、尿管または腸管）を検査する方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
狭窄は、管、例えば血管が狭くなった状態である。このような狭窄が心臓の領域に発生する場合、これは心臓の酸素供給不足をもたらす。患者にとって、この場合に心筋梗塞の危険が存在する。したがって狭窄は早期に認識されて治療されなければならない。
【０００３】
この理由から、血管の狭窄の疑いがある場合、断層撮影装置、例えばコンピュータ断層撮影装置または磁気共鳴装置により検査領域の画像データが検出され、画像データからスライス画像またはボリューム画像が発生される。管が３次元表示されているこのような画像に基づいて、治療医は視覚的評価によって、もしかすると狭窄を有するかもしれない血管を識別することができる。
【０００４】
医師は評価時に３Ｄ表示ソフトウェアによって支援され、このソフトウェアにより、使用者が定めた経路または算出された経路に沿った管内の仮想カメラ画像を作成することができる。このように作成された一連の画像によって、医師は一連の画像における管直径の徐々の変化によって管狭窄を認識することができる。しかしながら、画像情報の複雑性により、純粋に視覚的な画像観察によって全ての可能性のある疑わしい管領域を認識できるわけではないという危険性が存在する。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明の課題は、検査領域内における検出された画像に基づく管検査を簡単化することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
この課題は、本発明によれば、検査領域内において断層撮影装置により検出された画像データに基づいて患者の管を検査する方法において、画像データに基づいて、少なくとも１つの管に沿った異なる位置で一連の管直径が求められ、求められた一連の管直径に基づいて、管直径の変化を知ることができる信号が発生されることによって解決される。
本発明による方法の有利な実施態様はそれぞれ請求項２乃至１５に記載されている。
【０００７】
本発明者は、画像の視覚的観察の代わりに、または画像の視覚的観察と一緒に、管直径に依存して信号を発生させ、この信号により管直径の変化を簡単に直観的に知ることができるならば、患者の管の検査が改善可能であることを認識した。
【０００８】
したがって、検査領域内で断層撮影装置により検出された画像データに基づいて患者の管を検査する方法は、画像データに基づいて、少なくとも１つの管に沿った異なる位置で一連の管直径が求められるステップと、求められた一連の管直径に基づいて管直径の変化を知ることができる信号が発生されるステップとを含む。
【０００９】
求められた一連の管直径に基づいて発生された信号は、管直径の変化の特に直観的な知覚を可能にするので、病的な管変化の評価時における誤判定を十分に回避することができる。
【００１０】
管直径を求めることは、管だけを含んだセグメンテーション画像の算出を含むと好ましい。引続いて、セグメンテーション画像において、中心経路に沿った一連の管直径を求めようとする管がマークを付けられるとよい。画像データは、セグメンテーションによって、管直径の決定のために重要な画像情報成分に縮小されるので、管直径を求めることが僅かな費用で可能になる。
【００１１】
好ましくは管直径を求めるために、管の中心経路が求められ、管直径が管の内壁と中心経路との間の垂直方向の距離から算出される。この管直径の算出は、簡単にディジタル画像処理法により僅かな費用で実現され、血管の非常に複雑な空間的経過においても管直径の信頼性のある算出を可能にする。
【００１２】
管直径は、信号の本来の発生前に、観察された最大管直径で正規化されると好ましい。これは、特に全く異なる管について同じ信号値および同じ信号振幅を有する信号を発生させることができるという利点を有する。例えば尿管、胆管または腸管の狭窄と同じ信号で血管の狭窄を知ることができる。
【００１３】
信号の発生は管の表示の進行に同期して行なわれると好ましい。したがって、治療医には狭窄の評価のために、同時に２つの異なる情報（信号の発生および管の表示の進行）が提供され、それらの情報の組合せで管変化を直観的かつ確実に認識することができる。
【００１４】
管直径に比例する信号値を有する信号が発生されると好ましい。このようにして治療医は、簡単に、発生された信号の個別値から管直径の大きさに関する情報を得る。更に、医師は信号値の変化時にも管直径の変化に対して注意を促される。信号変化の速度から、そして信号値上昇または信号値下降の情報から、治療医は管変化の種類の推定を行なうことができる。信号値上昇は例えば管狭窄を、そして信号値下降は管拡張を示すことができる。
【００１５】
本発明の有利な実施態様では、管に沿って局所的に隣接する管直径から勾配が算出され、それぞれの勾配に比例する信号値を有する信号が発生される。勾配の算出は、管直径の変化のみが信号に変換され、治療医に示されるという利点を有する。変化しない管直径については信号が発生さない。
【００１６】
勾配大きさが閾値と比較され、勾配大きさが閾値を超過すると勾配符号の考慮のもとに信号が発生されると好ましい。健全な管も、管種類および解剖学的周辺状況に依存して管直径の変化を有する。しかしながら、治療医は、一般に管の病的な変化または管の病的な拡張にのみ注目する。したがって、許容範囲内の管直径の僅かな変動については信号が発生されないと好ましい。治療医は、許容範囲外の管直径の変化だけを、相応の信号の発生によって知ることができる。これは、本来の信号発生前に勾配が閾値と比較されることによって可能である。この閾値は、管に依存して、治療医によって予め設定可能であり、データバンクに格納されている。
【００１７】
更に、信号の発生は勾配符号の考慮のもとに行なわれ、信号に基づいて、管拡張であるのか、それとも管狭窄であるのかが認識可能である。
【００１８】
信号は音響信号であると好ましい。治療医は、音響信号の発生によって管直径の変化を特に直観的に知ることができる。
【００１９】
有利な実施態様では、管狭窄を知るために、小さくなる管直径は高くなる音響周波数によって示される。逆に、管拡張を知るために、大きくなる管直径は低くなる音響周波数によって示されることも好ましいものとして考えられ得る。
【００２０】
しかし、信号は光信号であってもよい。光信号は、例えば管の中心経路に沿って管の表示が進行する間に管から作成された画像内に直接に挿入可能である。信号値はこの場合にカラー値であると好ましい。例えば、管直径の変化が健全な管の許容範囲内にある場合には信号発生のために緑のカラー値を使用することが考えられる。これに対して、管変化が管の病的な狭窄または病的な拡張に由来するに違いないほど重大な意味を有する場合には、赤のカラー値が使用されるとよい。
【００２１】
画像データはコンピュータ断層撮影装置により検出されるとよい。この場合、例えば造影剤の使用によって血管が画像データ内で特別に高いコントラストにて視覚可能であるので、血管の確実なセグメンテーションを行なうことができる。
【００２２】
更に、同様に、画像データが磁気共鳴装置により検出されることも考えられる。磁気共鳴断層撮影は、放射線診断医学における画像化法に比べて、多くの場合に器官が良好に表示可能であるという利点を有する。これは、異なる軟部組織に基づく信号強度の相違から生じる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２３】
本発明の実施例ならびに従属請求項による本発明の他の有利な実施態様が次の概略的な図面において示されている。
図１は、一部は斜視図で、一部はブロック図で、管を検査するための本発明による方法の実施に適したコンピュータ断層撮影装置を示す。
図２は血管狭窄領域および血管拡張領域を有するセグメント化された血管を示す。
図３は一方では図２に示された血管の輪郭を縦断面で表し他方では血管直径に依存して算出された２つの信号経過を表すダイアグラムを示す。
【００２４】
図１には、患者２の管１を検査するための本発明による方法の実施に適した断層撮影装置、ここでは符号４を付されたコンピュータ断層撮影装置が斜視図で示されている。
【００２５】
コンピュータ断層撮影装置４には、患者２が横たわることができる移動可能なテーブル板１６を有する寝台装置１５が付設されている。テーブル板１６は回転軸線１７の方向に移動可能であるので、患者２に関係する検査領域３をコンピュータ断層撮影装置４のハウジングの開口を通して撮影システム１８，１９の測定範囲内に移動させることができる。患者２および撮影システム１８，９はこのようにして回転軸線１７の方向に互いに相対的に移動可能であるので、種々の走査位置を取ることができる。
【００２６】
投影を検出するために、撮影システム１８，１９は、Ｘ線管の形の放射器１８およびこれに対向配置された検出器１９を有する。検出器１９は、湾曲形状に構成され、検出器列に並べられた多数の検出素子２０を有する。放射器１８はファンビームの形のＸ線を発生し、Ｘ線は測定範囲を透過した後に検出器１９の検出素子２０に入射する。検出素子２０は測定範囲を通るＸ線の減弱に依存した減弱値を発生する。Ｘ線を減弱値に変換することは、例えば、シンチレータに光結合されたフォトダイオード、または直接変換する半導体により行なわれる。検出器１９は、このようにして、投影とも呼ばれる減弱値セットを発生する。
【００２７】
撮影システム１８，１９はガントリ２１に回転可能に配置されているので、投影は種々の投影方向から検出可能である。コンピュータ断層撮影装置４の設定された動作様式に応じて、固定設定された投影方向または可変の投影方向と同時に、固定設定された走査位置または可変の走査位置において、走査が行なわれる。回転軸線１７の方向への患者２の連続的な送りと共にガントリ２１の回転によって、例えば、回転軸線１７つまり患者２に沿った種々の位置における多数の異なる投影方向からの投影が検出される。このようにしてスパイラル状の走査によって取得された撮影システムの投影が計算ユニット２２に伝達されて画像データに変換される。この画像データは例えばスライス画像またはボリューム画像である。引続いてスライス画像またはボリューム画像は表示ユニット２３に表示される。
【００２８】
管、例えば血管を検査するために、患者２に、軟部組織に対して可視のコントラストを高めるために必要に応じて造影剤２４が造影剤装置２５により注入される。造影剤２４は、自動的に時間制御されて貯蔵タンク２６から造影剤チューブ２７を介して設定可能な量を設定された流速で患者２の静脈中へポンプ注入される。
【００２９】
造影剤２４は、その他の軟部組織に比べて、Ｘ線に対して高い吸収力を有する。スライス画像またはボリューム画像のグレー値画像において、造影剤２４の混じっている血管が、作成された画像中における周辺軟部組織に比べて低いグレー値範囲によって可視化される。
【００３０】
管状態の評価のために医師は３Ｄ表示プログラムによって支援される。このプログラムは、計算ユニット２２上で実行され、コンピュータ断層撮影装置４によって検出された画像データにアクセスする。３Ｄ表示プログラムは、検査領域３を自由に移動可能であるかまたは前もって算出された経路に沿ってナビゲートされる仮想カメラにより発生される検査領域３内の画像の作成を可能にする。このようにして、例えば、治療医によって、算出された中心経路に沿って視覚的に血管を検査することができる。
【００３１】
更に、計算ユニット２２には血管直径の変化を示す信号を発生させ得るソフトウェアモジュールが組み込まれている。このために、画像データに基づいて血管の少なくとも１つに沿った種々の位置で一連の血管直径が求められ、引続いて、求められた一連の血管直径に基づいて血管直径の変化を知ることができる信号が発生される。
【００３２】
この信号は光信号または音響信号のいずれであってもよい。このようにして治療医が血管の変化を直観的に知ることができることが保証されている。
【００３３】
音響信号は例えば血管の画像情報の表示に並行して発生される。音響信号は、治療医が血管変化を非常に直観的に知ることができるという利点をもたらす。例えば、血管狭窄を知るために、小さくなる血管直径は高くなる音響周波数によって示されることが考えられる。もちろん逆に血管拡張を知るために、大きくなる血管直径は低くなる音響周波数によって示されることも考えられる。
【００３４】
管に沿って一連の管直径を求めることは、管が画像データ内でセグメント化されるならば特に簡単である。図２には、模範的に、管、例えば血管１を有するセグメンテーション画像（すなわちセグメント化された画像）９が示されている。血管１の算出された中心経路１０が鎖線で書き込まれている。中心経路１０とセグメント化された対象の表面もしくは内壁との間の垂直距離は血管半径に相当し、これから血管直径が求められる。例えば、画像において重要な範囲が閾値比較によって抽出されるセグメンテーション法が使用される。この種のセグメンテーション法は一般に、血管１に由来しない画像障害を除去するためのモルフォロジカル演算も含む。
【００３５】
引続いて、セグメンテーション画像９に基づいて中心経路１０が算出される。このために、セグメンテーション画像９に基づいて、セグメント化された対象を、表面から出発して段階的に、１ピクセル幅のスケルトン構造が残るまで探索して見つけ出すいわゆるスケルトン法が使用される。この構造は十分に血管の中心経路１０に対応し、この経路に沿って一連の血管直径５が求められる。
【００３６】
数値的な費用を管検査に必要な最小値に低減できるようにするために、治療医がセグメンテーションの開始時に検査しようとする個々の管１を選択すると望ましい。このような管１の選択は、例えばスライス画像またはボリューム画像内に例えば可視化表示された画像データに基づいて行なわれる。マーキングが、例えば計算ユニット２２に接続された入力ユニット、例えばマウスによって行なうことができる。
【００３７】
血管直径５は、例えば画素の単位で示すことができ、中心経路１０とセグメント化された対象の表面もしくは内壁１１との間のピクセル個数を求めることによって決定することができる。これは、例えばここでも、中心経路から出発して次のような反復回数、すなわち、中心経路１０からセグメント化された対象の表面まで到達するために画像拡張が必要である反復回数を計数するモルフォロジカル演算により行なわれる。モルフォロジカル演算は中心経路１０に対して垂直に方向選択で行なわれる。
【００３８】
図３には血管変化と信号７，８の発生との間の関係がダイアグラムの形で示されている。ダイアグラムの上部には図２にける画像においてセグメント化された管つまり血管１の縦断面が示されている。血管１は一方では血管狭窄２８の領域を有し、他方では血管拡張２９の領域を有する。ダイアグラムの下部には、上部に示された管１の一連の管直径に対して発生される２つの信号経過が示されている。Ｙ軸は音響周波数に対応し、Ｘ軸は信号７，８の時間経過に対応する。第１信号７においては各血管直径５に正確に信号値１２が割り当てられている。血管狭窄２８は、小さくなる血管直径に対して発生信号７の音響周波数が高くなることによって知ることができ、逆に血管拡張２９は、ダイアグラムに示されているように、大きくなる血管直径に対して発生信号の音響周波数が低下することによって知ることができる。
【００３９】
第２信号８は血管直径５の算出された勾配に基づいて決定されている。この勾配は血管１の縦軸の方向への血管直径５の変化から求められる。変化しない血管直径３０を有する範囲は零の勾配大きさを有し、これには、例えば定められた基底音響周波数３１が割り当てられている。この基底音響周波数３１から出発して負の勾配の場合には音響周波数が高められるとよい。発生された信号の信号振幅は観察された勾配大きさに依存して選択される。逆に、基底音響周波数３１から出発して、一連の血管直径における正の勾配の場合には音響周波数が相応に低下させられことも考えられ得る。この場合に、信号振幅は同様に勾配大きさに依存する。
【００４０】
発生された信号の信号振幅は、図示された例では、零の勾配大きさを有する勾配に対して同様に零にセットされるので、治療医は血管の変化が存在するときのみ信号を知ることができる。負および正の勾配の異なる扱いによって、医師は音響周波数の上昇もしくは下降によって直観的に血管の幾何学的変化の情報を得る。信号振幅の変化および音響周波数の変化が、例えば変化の強さに直接的に関係し得るので、変化の直観的な知覚が付加的に改善される。
【００４１】
しかし、音響信号の発生のほかに光信号を発生させることも同様に可能である。この場合には音響信号の変化の代わりに、カラー値の変化が行なわれる。光信号は個別に専用の装置、例えばＬＥＤによって再現可能であるが、しかし光信号を血管の表示画像中に直接に挿入することも同様に考えられる。
【００４２】
本発明による方法は、上述した血管の検査のみに限定されず、相応にして胆管、尿管または腸管も検査することができる。
【００４３】
本方法は、同様に、画像データを発生するモダリティに依存しない。例えば、コンピュータ断層撮影装置の代わりに画像データを磁気共鳴断層撮影装置により検出することも考えられる。しかし、同様に、本方法のために陽電子放出断層撮影装置または超音波に基づく画像化装置のようなモダリティを使用することもできる。
【００４４】
本発明は次のとおり要約することができる。
本発明は、検査領域３内において断層撮影装置により検出された画像データに基づいて患者２の管１を検査する方法に関する。本方法では、画像データに基づいて、少なくとも１つの管１に沿った異なる位置６で一連の管直径５が求められ、求められた一連の管直径５に基づいて、管直径５の変化を直観的に知ることができる信号７，８が発生される。
【図面の簡単な説明】
【００４５】
【図１】管を検査するための本発明による方法の実施に適したコンピュータ断層撮影装置を示す斜視図
【図２】血管狭窄領域および血管拡張領域を有するセグメンテーション血管画像を示す図
【図３】図２に示された血管輪郭の縦断面と血管直径に依存して算出された２つの信号経過とを示すダイアグラム
【符号の説明】
【００４６】
１        管、血管
２        患者
３        検査領域
４        コンピュータ断層撮影装置
５        血管直径
６        位置
７        信号
８        信号
９        セグメンテーション画像
１０        中心経路
１１        内壁
１２        信号値
１３        信号値
１４        閾値
１５        寝台装置
１６        テーブル板
１７        回転軸線
１８        撮影システムの放射器
１９        撮影システムの検出器
２０        検出素子
２１        ガントリ
２２        計算ユニット
２３        表示装置
２４        造影剤
２５        造影剤装置
２６        貯蔵タンク
２７        造影剤チューブ
２８        血管狭窄
２９        血管拡張
３０        変化しない血管直径
３１        基底音響周波数
【図１】
2007190386.tif 000003
【図２】
2007190386.tif 000004
【図３】
2007190386.tif 000005