basic principles of ct image display - jst
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258 MEDICAL IMAGING TECHNOLOGY Vol.27 No.4 September 2009
講 座
X 線 CT第 2 回:CT 画像の基本と画像表示
Basic Principles of CT Image Display
塚 越 伸 介 *
Shinsuke TSUKAGOSHI
「第 1 回:画像形成の原理」にて得られた CT 画像における CT 値や WW/WL,マトリックスサイズ,
Isotropic image の基本的な特徴から,CT 画像の 3 次元的な表示方法である MPR, MIP, VR などに関して述
べる.
キーワード:CT 値,WW/WL,Isotropic image,MPR,VR
1.X 線 CT 画像の基本
通常,X 線撮影装置は人体組織の X 線吸収の
強弱を白黒の濃淡として画像化を行っており,X線 CT も基本的に同様の手法(ただし,3 次元的な
人体各組織の X 線吸収係数を計算によって画像
として抽出する装置)であるが,白黒の濃淡を
画像化する際に,CT 値(Hounsfield unit: HU)とい
う特有の単位を使用する.表示される CT 値の範
囲は装置により異なるが,-2000 ~ 4000 以上と非
常に広く,臨床目的に合わせて濃淡を WW(Win-dow width),WL(Window level) でコントロール
することができる.本章では,この CT 値,WW/WL と,表示系に大きく関係するマトリックスや
Isotropic image,再構成関数について述べる.
1)CT 値(Hounsfield unit: HU)
CT 値は次式で表され,水の CT 値が 0,空気の
CT 値が -1000 であり,X 線吸収係数に比例して
いる.ここで,μtは物質の吸収係数であり,μwは
水の吸収係数である.代表的な物質と CT 値の関
係〔1〕を Fig. 1 に示す.
CT値=
実際に水を 0,空気を -1000 と正確に表示する
ために,水ファントム(水の入った円形の容器)
と空気をスキャンしたデータでキャリブレー
ションを行う.近年,水キャリブレーションは
メーカーメンテナンス,空気キャリブレーショ
ンはユーザが日常的に行っている.
2)WW(Window width) と WL(Window level)CT 値の範囲(約 -2000 ~ 4000)は非常に大き
いが,CT装置の濃度スケールは8ビット (28=256)でしかなく,さらに人間の肉眼で識別できる濃
淡は,たかだか 16 ~ 32 階調〔2〕である.その
ため,臨床目的に合わせて CT 値の表示範囲をコ
ントロールすることが重要で,そのコントロー
ルは WW,WL で行う.
Fig. 2は,腹部を異なるWWで表示した画像で,
Fig. 2 a)は,WW を 2048 と広範囲を表示し,Fig.
μt μw–μw
------------ 1000×
要 旨
*東芝メディカルシステムズ㈱CT事業部CT開発部シ ステム開発担当〔〒 324-8550 栃木県大田原市下石上 1385 番地〕 e-mail: [email protected] 投稿受付:2009 年 8 月 20 日 最終稿受付:2009 年 9 月 14 日 Fig. 1
CT値白
黒
4000
2000
1000
100
50
0
-50
-100
-1000
-2000
金属
骨/石灰化
軟部組織
水
脂肪組織
空気
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2 b)は,WW を 256 まで絞った画像である.Fig. 2b)で確認できる病変(実線矢印)が,Fig. 2 a)では,ほとんど確認できない.これは CT 装置の
濃度スケール(8 ビット)変換時に,Fig. 2 a)は
CT 値 2048 の範囲を 256 階調にするためで,CT値 8 の差(2048 ÷ 256 = 8)をつぶして表示して
いることが原因,反対に Fig. 2 b)は,CT 値 128以上はすべて 128,CT 値 -128 以下はすべて -128として表示するので,CT 値 -128 ~ 128 までは小
さな差でも検出可能だが,骨の内部構造(点線
矢印)は CT 値が 128 以上のため表示されない.
WW,WL の設定方法は施設により異なるが,
Fig. 3 に例を示す.目的とする臓器(または占有
率の高い臓器:今回は肝臓)の CT 値を計測し,
その CT 値を WL(今回は WL:60)に設定する.
WL は濃度スケール変換時の中心値であり,ここ
を中心に WW の範囲を表示することになる.次
に WW であるが,肝臓の微少な CT 値差を表示
するためには,できるだけ狭めた方がよいが,空
気と脂肪を区別できることも重要なため,狭め
ておいた WW を少しずつ広げていき,ギリギリ
脂肪がわかる範囲(今回は WW:350)に設定す
ることがポイントである.
3)マトリックス(画素数)
現在,CT の画像再構成の主流はフィルタ補正
逆投影法であり,検出器によって得られたデー
タを逆投影する際のキャンバスの画素数をマト
リックスという.この画素数が小さいと 1 ピク
セルが大きいのでモザイクのような画像になっ
てしまい,反対に大きいと 1 ピクセルは小さく
なり空間分解能は向上する.しかし,空間分解
能は検出器サイズにも密接に関係するため,あ
るマトリックスサイズ以上では空間分解能は変
わらなくなる.
マトリックスサイズは,64 × 64 → 128 × 128→ 256 × 256 → 320 × 320 → 512 × 512 と増加
してきたが,ここ 10 年は変化しておらず,現在
の CT では,512 × 512 マトリックスが一般的で,
このマトリックス 1 つ 1 つに CT 値が存在する.
しかし,高速な再構成が必要なプレビュー時や
CT 透視〔3, 4〕では,今でも 256 × 256 マトリッ
クスが使用されている.
基本的にマトリックスは,撮影時の FOV(Fieldof view) によらず一定であるため,FOV が大きな
場合は 1 ピクセルの大きさも大きくなり空間分
解能は劣化する.たとえば FOV が 500mm の場
合1ピクセルは約 1mm で,FOV が 250mm の場
合 1 ピクセルは約 0.5mm となる.
4)Isotropic imageIsotropicとは等方性という意味であり,近年CT
の体軸(Z)方向の分解能が向上したことによっ
て,0.5mm や 0.625mm での等方性ボクセルが可
能で,これによって Fig. 4 のような画像が得られ
るようになった.Isotropic には,Isotropic voxelと Isotropic resolution と呼ばれる 2 種類があり,
以下にその意味を説明する.
(a)Isotropic voxelX, Y, Z 方向のボクセルサイズが等しいこと
で,たとえば,FOV:256(mm),スライス厚:0.5mmで撮影されたデータを 512 マトリックスで表示
すると,XY 方向のサイズが,256(mm) ÷ 512(マ
トリックス)= 0.5(mm) で,Z 方向のサイズは 0.5mm なので,X, Y, Z すべての方向で 0.5mm とな
り,0.5mm の等方性ボクセルを実現できる.仮
にスライス厚が 5mm だとしても,再構成間隔※
※再構成間隔:ヘリカルスキャンによって得られた
データは体軸方向に画像再構成する位置や間隔を任
意(装置によって異なる)に決定できる.
WW:350, WL:60CT値:60.0
Fig. 2 Fig. 3a) WW:2048, WL:0 b) WW:256, WL:0
CT値 CT値
8ビット 8ビット
128
-128
1024
-1024
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を 0.5mmにすることで Isotropic voxelは可能とな
るが,Z 方向の分解能は 5mm なので,Z 方向に
伸びた画像になる.
(b)Isotropic resolutionこちらは,X, Y, Z 方向の分解能が等しいこと
で,Isotropic voxel との一番の違いを,Fig. 5 に示
す.Fig. 5 b), c) は,どちらも X, Y, Z が 0.1mm の
Isotropic voxel である.しかし,b)は X-Y 方向
の分解能と Z 方向の分解能が異なっており
Isotropic resolution ではない.c) は,X, Y, Z すべ
ての方向で分解能が等しく,これが Isotropicresolution である〔5〕.
5)再構成関数
再構成関数とはフィルタ補正逆投影時のフィ
ルタであり,装置により異なるが多数存在する.
ここでは詳細は省くが,同一撮影データを異な
る再構成関数で作成した画像を Fig. 6 に示す.
Fig. 6 a)はスムーズ,Fig. 6 b) はシャープな関数
で,同一撮影データであるのに見え方が異なる.
画像解析や CAD(Computer Aided Detection)を
作成する際にも,この再構成関数には注意が必
要である.
2.画像表示
この章では,CT 画像表示に関する基本的な拡
大縮小から,3 次元画像処理方法である MPR(Multi planar reconstruction)や MIP(Maximumintensity projection),VR(Volume rendering)に関
して臨床画像を例に簡単に述べる〔2, 4, 6〕.1)画像の拡大・縮小
CT では,一般的な bi-linear や bi-cubic 補間を
使用した拡大表示以外にも,画像再構成時に拡
大範囲を設定することが可能であり,その違い
を Fig. 7 に示す.Fig. 7 a) の bi-linear による拡大
では画像のボケ感が強いのに対し,Fig. 7 b) の拡
大再構成はシャープである.ただし,Fig. 7 b) は画像再構成から行うため時間が掛かるというデ
メリットがある.また極端に拡大率を大きくし
ても検出器のサイズで決まる分解能を越えてし
まう場合は,拡大再構成でも分解能は変わらな
くなる.
Fig. 6
Fig. 5
WL = -400WW= 400
X-Y方向>Z方向
Z
X-Y方向 Z方向
(Axial) (Sagittal)
WL = -400WW= 400
Z
X-Y方向 Z方向
(Axial) (Sagittal)
X-Y方向=Z方向
b) 異なる分解能 c) 等方性分解能
a) スムーズな再構成関数 b) シャープな再構成関数
WW:400, WL:50 WW:400, WL:50
Fig. 4
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bi-linearやbi-cubic補間は,表示する際のデフォ
ルト機能(装置により異なる)であり,画像拡大・
縮小以外にも画像回転時にも使用される.
2)3 次元画像処理
(a)多断面再構成法(MPR: Multi planar reconstruction)MPRとは,3次元のボリュームデータから横断
面(Axial)以外に冠状断面(Coronal)や矢状断面
(Sagittal)などの断面を構築する方法で,現在の
CT の 3 次元処理の中でもっとも多く使用されて
いる.Fig. 8 はボリュームデータから Coronal 像を作成した画像である.MPR 画像は,通常の
Axial 像と同様に CT 値を WW, WL によってコン
トロールすることができ,さらに Coronal 像や
Sagittal像 以 外 に任意の斜め断面を作成すること
も可能である. さらに,MPR の発展系である曲面再構成法
(CPR: Curved planar reconstruction) を心臓のデー
タを例(Fig. 9)に示す.Fig. 9 a) 3 次元ボリュー
ムデータ(後で説明する Volume rendering 像)の
矢印の血管(LAD:Left coronary artery)に沿っ
て,曲面で再構築した CPR 像が Fig. 9 b)であ
る.CPR 像は,血管や気管支の内部など,平面
ではトレースの難しい管系に関して,効果的に
観察することを可能とする.
(b)最大値投影法(MIP: Maximum intensity projection)MIP は 3 次元のボリュームデータに対し任意
の視点を設定し,その視点と投影面の画素を結
ぶ経路上の最大値を 2 次元面に投影する表示手
法である.Fig. 10 a) に示したように,設定した
経路上には,10,-5,2,90,20 の CT 値が存在
し,この中で一番大きな CT 値が 90 であるため,
この 90 を代表として投影面に投影する.これを
繰り返すことで,それぞれの投影面に最大値が
決定され,MIP 画像が完成する.Fig. 10 b) に腹
部の MIP を示す.
MIP の特徴としては画像ノイズの影響を受け
にくく,さらに低コントラストの画像でもコン
トラストよく抽出できる.しかし,最大値以外
Fig. 7
Fig. 8
a) bi-linearによる拡大 b) 拡大再構成
Z
a) 3次元ボリュームデータ b) MPR Coronal画像
Fig. 9a) 3次元ボリュームデータ b) CPR画像(a矢印の血管)
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は画像に反映されないため,前後の位置を正し
く把握するためには,何種類か角度を変えた観
察が効果的である.
また,MIP の反対で最小値を投影する方法
(MINIP: Minimum intensity projection)もあり,肺
野などの表示に使用される.
(c)ボリュームレンダリング法(VR: Volume rendering)初期の3D表示にはサーフェイスレンダリング
法(SR: Surface rendering)が用いられていた.SRは目的とする部位を閾値で選択(2 値化)するこ
とで表面位置を抽出し,表面情報と光源の関係
(光源の強度は手前から減衰していく陰影処理)
から3D画像を作成する技法である.しかし,この
方法では CT 値に差のある血管などは閾値では,
うまく分離することができず,3D 表示時に一部
の血管を失うことが多かった.現在では VR 法
(Fig. 11)が用いられ主流となっている.VR 法は
目的とする領域の CT 値の上限/下限値を設定
し,その範囲に不透明度(Opacity)というパラ
メータを追加して陰影処理を行い,3D を作成す
る手法である.
不透明度を Fig. 11 a) で説明する.ここでは不
透明度 1.0 は白,不透明度 0 は黒とし,CT 値 100は不透明度 0,CT 値 500 は不透明度 1.0 なので,
CT 値 300 は不透明度 0.5 でグレーとして表され
る.このカーブは凸型や凹型,手動で作成する
ことも可能で,さらにカラー設定や領域を分割
してその領域ごとに設定することもできる.
文 献
〔 1 〕 岩井喜典:CT スキャナ.㈱コロナ社,1979〔 2 〕 平野 透,井田義宏,石風呂実,他:超実践マニュ
アル CT.㈱医用科学者,2006〔 3 〕 大友 邦:腹部血管造影ハンドブック.中外医学
社,1999〔 4 〕 辻岡勝美,花井耕造:CT 撮影技術学.㈱オーム社,
2005〔 5 〕 Tsukagoshi S, Ota T et al: Improvement of spatial reso-
lution in the longitudinal direction for isotropic imaging inhelical CT. Phys Med Biol 52: 791-801, 2007
〔 6 〕 今里悠一,大橋昭南:医用画像処理.㈱昭晃堂,1993
塚越伸介(つかごし しんすけ)
2001 年東京理科大学・数学科卒.2006 年
大阪大学・医学系研究科・博士課程修了.1996 年より国立がんセンター中央病院で
診療放射線技師の勤務を経て,2002年より
東芝メディカルシステムズ㈱入社,現在,CT 装置の研究開発に従事.
* * *
Fig. 10
Fig. 11
Max
a) 3次元ボリュームデータ b) MIP画像
CT値 下限値100(HU)
上限値500(HU)
Opacity curve不透明度:1.0
不透明度:0
b) VR画像a) 不透明度