JP4921253B2 - 画像処理装置および画像処理プログラム - Google Patents

Description

本発明は、２つの画像を一致させる画像処理を実行する画像処理装置と、コンピュータをそのような画像処理装置として動作させる画像処理プログラムに関する。

医療の分野においては、Ｘ線等を使って被検体の体内を撮影した医用画像を、被検体の病状の診断等に利用することが広く行われている。医用画像を診断に利用することにより、被検体に外的なダメージを与えることなく、被検体の病状の進行状態などを把握することができ、治療方針の決定などに必要な情報を手軽に得ることができる。

また、近年では、Ｘ線を使ってデジタルの医用画像を得るＣＲ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙ）装置や、Ｘ線を使って被検体の断層像を得るＣＴ装置（Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）、および強磁場を使って被検体の断層像を得るＭＲＩ装置（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）などが広く用いられてきており、従来のＸ線フィルム等を使った医用画像に替えて、デジタルの医用画像が一般的に利用されてきている。

医用画像がデジタル化されたことにより、医用画像に画像処理を施して従来よりも効果的な診断が行えるようにすることが可能となってきているが、このような医用画像に対する画像処理のうち、近年注目されているものの一つにエネルギーサブトラクション（ＥＳ）処理と呼ばれる画像処理がある。ＥＳ処理とは、エネルギーが互いに異なる２種類のＸ線を使って撮影された２つの医用画像のうちの一方の医用画像における画素値から他方の医用画像における画素値を所定の重みを付けて減算することにより、前者の医用画像に写っている被検体の身体構造のうち、Ｘ線に対して特定の吸収特性を持った部位の画像を消去するという画像処理である。このＥＳ処理によれば、医用画像の中から骨の画像を消去して軟組織の画像のみからなる軟部画像を得たり、逆に医用画像の中から軟組織の画像を消去して骨の画像のみからなる骨部画像を得たりすることができる。その結果、骨に隠れていた病巣や、骨にある病巣等が読影しやすくなり効果的な診断が行える。

ここで、ＥＳ処理が高精度で行われるためには、２つの医用画像が一致していることが望ましい。近年、Ｘ線撮影の分野では、Ｘ線検出素子が２次元的に配列されて構成されたいわゆるフラットパネルディテクタ（ＦＰＤ）を用いた撮影が盛んに行われるようになっているが、このようなＦＰＤを用いた撮影では、１度の撮影で１つの医用画像が撮られることとなるので、２つの医用画像を得たときにはどうしても撮影時刻が互いに異なってしまう。そのため、各撮影時刻における被検体の姿勢や呼吸等に起因して、２つの医用画像が必ずしも一致しない場合がある。両画像が一致していない場合にＥＳ処理を無理に施すと、両画像におけるズレの部分に、本来存在しない虚像（アーチファクト）が現れ、読影の妨げとなってしまう。

そこで、ＥＳ処理等に供される２つの医用画像に対して、両画像のうちの一方を変形して他方の画像に一致させる画像処理を施す技術が提案されている（例えば、特許文献１〜３参照。）。
特開２００２−３２７３５号公報 特開２００２−３２７６４号公報 特開２００３−２４４５４２号公報

ところで、代表的な医用画像の１つに、被検体の胸郭部分を撮影して得られる胸郭画像がある。この胸郭画像中には、拍動によって形状が変化する心臓があるが、心臓の動きは、肺、血管、骨等といった他の要素の動きとは、動きの向きや量等が大きく異なっていることがある。その結果、例えば上記の特許文献に開示されているような画像処理を２つの胸郭画像に対して施したとしても、心臓やその周辺部分等にズレが残ってしまう場合があり、ＥＳ処理後にアーチファクトが発生してしまうことがある。

本発明は、上記事情に鑑み、２つの画像を高精度で一致させる画像処理を実行することができる画像処理装置と、コンピュータをそのような画像処理装置として動作させる画像処理プログラムとを提供することを目的とする。

上記目的を達成する本発明の画像処理装置は、
同一の被検体に対する撮影によって得られた、互いに撮影時刻が異なる複数の撮影画像を入手する画像入手部と、
上記撮影画像中で、上記被検体を構成する構成部位のうちの所定構成部位が写っている箇所を特定する部位特定部と、
２つの画像の一方又は両方を変形してそれら２つの画像を一致させる第１の一致処理を上記複数の撮影画像のうちの２つの撮影画像に対して施す第１処理部と、
２つの画像の一方又は両方を変形してそれら２つの画像を一致させる、一致に要する変形量の適用範囲が上記第１の一致処理とは異なる第２の一致処理を、上記２つの撮影画像における、上記部位特定部によって特定された箇所に対して施す第２処理部とを備えたことを特徴とする。

この本発明の画像処理装置によれば、上記第２の一致処理が、上記部位特定部によって特定された箇所に対して施される。そこで、例えば胸郭画像における心臓部分等といった、撮影画像中の他の箇所とは動き方が大きく異なる箇所を上記部位特定部によって特定し、その特定した箇所に、その箇所の動き方に応じた一致処理を上記第２の一致処理として施して、この箇所のズレを効果的に解消することができる。本発明の画像処理装置によれば、この第２の一致処理による特定個所についての一致処理と、上記第１の一致処理による全体的な一致処理とを組み合わせることにより、上記２つの撮影画像を高精度に合せることができる。

ここで、本発明の画像処理装置において、「上記部位特定部が、上記所定構成部位のエッジが写っている箇所を特定するものであり、
上記第２処理部が、上記第２の一致処理を上記箇所に対して施して、その箇所を上記エッジに交わる方向へと変形させるものである」という形態は好ましい形態である。

例えば、２つの胸郭画像における心臓部分のズレは、拍動に伴って心臓のエッジに交わる方向に生じる。この好ましい形態の画像処理装置によれば、撮影画像における上記箇所がエッジに交わる方向へと変形されるので、上記の心臓部分のズレ等が効果的かつ効率的に解消されることとなる。

また、本発明の画像処理装置において、「上記第１の処理部が、上記第１の一致処理を、上記２つの撮影画像における、上記部位特定部によって特定された箇所を除く他の箇所に対して施すものである」という形態も好ましい形態である。

この好ましい形態の画像処理装置によれば、上記第２の一致処理によってズレが解消される箇所が、上記第１の一致処理による変形の影響を受けることがないので、２つの撮影画像を一層高精度で一致させることができる。

また、本発明の画像処理装置は、「上記第１処理部および上記第２処理部が、上記第１の一致処理および上記第２の一致処理を同時並行に実行するものである」という形態や、あるいは、
「上記第２処理部が、上記第１処理部によって上記第１の一致処理が施された後の２つの撮影画像に対して上記第２の一致処理を施すものである」という形態や、あるいは、
「上記第２処理部が、上記第１処理部によって上記第１の一致処理が施される前の２つの撮影画像に対して上記第２の一致処理を施すものである」という形態であっても良い。

これらの形態では、２つの撮影画像における全体的なズレと上記部位特定部によって特定された箇所のズレとが、全体的なズレから特定された箇所のズレの順、その逆の、特定された箇所のズレから全体的なズレの順、あるいは同時並行に解消されることとなる。

また、上記目的を達成する本発明の画像処理プログラムは、
コンピュータに組み込まれ、そのコンピュータ上で、
同一の被検体に対する撮影によって得られた、互いに撮影時刻が異なる複数の撮影画像を入手する画像入手部と、
上記撮影画像中で、上記被検体を構成する構成部位のうちの所定構成部位が写っている箇所を特定する部位特定部と、
２つの画像の一方又は両方を変形してそれら２つの画像を一致させる第１の一致処理を上記複数の撮影画像のうちの２つの撮影画像に対して施す第１処理部と、
２つの画像の一方又は両方を変形してそれら２つの画像を一致させる、一致に要する変形量の適用範囲が上記第１の一致処理とは異なる第２の一致処理を、上記２つの撮影画像における、上記部位特定部によって特定された箇所に対して施す第２処理部とを構築することを特徴とする。

この本発明の画像処理プログラムによれば、２つの画像を高精度で一致させる画像処理を実行する上記の画像処理装置を容易に実現することができる。

尚、本発明の画像処理プログラムについては、ここではその基本形態のみを示すに止めるが、これは単に重複を避けるためであり、本発明の画像処理プログラムには、上記の基本形態のみではなく、前述した画像処理装置の各形態に対応する各種の形態が含まれる。

また、本発明の画像処理プログラムがコンピュータ上に構築する画像入手部などといった要素は、１つの要素が１つのプログラム部品によって構築されるものであっても良く、１つの要素が複数のプログラム部品によって構築されるものであっても良く、複数の要素が１つのプログラム部品によって構築されるものであっても良い。また、これらの要素は、そのような作用を自分自身で実行するものとして構築されても良く、あるいは、コンピュータに組み込まれている他のプログラムやプログラム部品に指示を与えて実行するものとして構築されても良い。

以上、説明したように、本発明によれば、２つの画像を高精度で一致させる画像処理を実行することができる画像処理装置と、コンピュータをそのような画像処理装置として動作させる画像処理プログラムとを得ることができる。

以下図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。

図１は、本発明の第１から第３の実施形態が適用される医用画像取得システムの概略構成図である。

図１に示す医用画像取得システム１は、被検体の体内を撮影して医用画像を生成する画像生成システム１０と、この画像生成システム１０を制御するシステム制御装置２０と、医用画像を表示する医用画像表示装置３０とで構成されており、システム制御装置２０と医用画像表示装置３０は、ネットワーク回線を介して接続されている。

画像生成システム１０は、Ｘ線を照射するＸ線照射装置１１と、被検体Ｐの体内を透過してきたＸ線を検出することで撮影を行い医用画像を得る検出装置１２とで構成されている。

Ｘ線照射装置１１には、Ｘ線を発する管球などが収容された収容部１１ａと、収容部１１ａを上下に移動させる移動部１１ｂと、収容部１１ａおよび移動部１１ｂを支持する支持部１１ｃとが備えられている。

また、検出装置１２は、フラットパネルディテクタ（ＦＰＤ）１２ａを搭載した立位タイプの装置であり、そのＦＰＤ１２ａと、ＦＰＤ１２ａを上下に移動させる移動部１２ｂと、ＦＰＤ１２ａおよび移動部１２ｂを支持する支持部１２ｃとが備えられている。

この画像生成システム１０では、被検体Ｐは、Ｘ線照射装置１１とＦＰＤ１２ａとの間に、ＦＰＤ１２ａの方を向いて立つ。

そして、ユーザが、システム制御装置２０を操作して被検体Ｐの撮影部位に応じた収容部１１ａおよびＦＰＤ１２ａの位置を入力すると、システム制御装置２０が、Ｘ線照射装置１１の移動部１１ｂおよび検出装置１２の移動部１２ｂそれぞれに対して、収容部１１ａおよびＦＰＤ１２ａをユーザから入力された位置に配置するための指示信号を送信する。その結果、収容部１１ａおよびＦＰＤ１２ａが、ユーザから入力された、被検体Ｐの撮影部位に応じた位置に配置される。

続いて、単発撮影および、後述のＥＳ処理のための連写撮影という２種類の撮影モードのうち何れかの撮影モード、撮影時に照射するＸ線のエネルギー等が撮影条件として、ユーザによってシステム制御装置２０に入力される。また、撮影モードとして連写撮影が入力されるときには、撮影間隔および各撮影におけるＸ線のエネルギー等が連写撮影用の撮影条件として入力される。入力された撮影条件は、システム制御装置２０によって、Ｘ線照射装置１１の収容部１１ａにおけるＸ線を発する管球の制御回路や、検出装置１２のＦＰＤ１２ａにおける撮影用の制御回路等に設定される。

そして、ユーザが、システム制御装置２０を操作して撮影の開始を指示すると、システム制御装置２０が、Ｘ線照射装置１１と検出装置１２との双方に所定のトリガ信号を互いに同期させて送信する。Ｘ線照射装置１１の収容部１１ａでは、そのトリガ信号を受信すると管球が上記の撮影条件におけるエネルギーのＸ線を発し、検出装置１２のＦＰＤ１２ａではトリガ信号を受信するとＸ線の検出が行われる。これにより、被検体Ｐの体内を透過してきたＸ線がＦＰＤ１２ａで検出されて撮影が行われ、その被検体Ｐの内部を表わすデジタルの画像生成システム１０で得られる。

また、ユーザが、撮影モードとして連写撮影を指定していた場合には、システム制御装置２０からの１回のトリガ信号の送信に対して、撮影条件における撮影間隔を挟んだ２回の撮影が、それぞれ撮影条件におけるエネルギーのＸ線によって行われる。この連写撮影により、後述のＥＳ処理に用いる、エネルギーが互いに異なる２種類のＸ線を使って撮影された２つの医用画像が得られる。

この撮影によって得られた医用画像は画像生成システム１０からシステム制御装置２０に送られ、システム制御装置２０において所定のモニタ上に表示される。また、このシステム制御装置２０には、ユーザの操作によって、被検体Ｐを識別するための識別番号や撮影年月日や撮影時刻等が管理情報として入力される。そして、システム制御装置２０では、画像生成システム１０から送られてきた医用画像に、その管理情報とその医用画像の撮影に使われた撮影条件とが添付される。また、連写撮影によって得られた２つの医用画像は、各々に管理情報と撮影条件とが添付されるとともに、互いに対応付けがなされる。そして、システム制御装置２０は、管理情報と撮影条件とが添付された医用画像をネットワーク回線を介して医用画像表示装置３０に送る。

医用画像表示装置３０は、外観構成上、本体装置３１、その本体装置３１からの指示に応じて表示画面３２ａ上に画像を表示する画像表示装置３２、本体装置３１に、キー操作に応じた各種の情報を入力するキーボード３３、および、表示画面３２ａ上の任意の位置を指定することにより、その位置に表示された、例えばアイコン等に応じた指示を入力するマウス３４を備えている。

医用画像表示装置３０では、ユーザが医用画像表示装置３０を操作して被検体の識別番号等を入力すると、表示画面３２ａ上に、その入力された識別番号等に対応した医用画像等が表示される。医用画像表示装置３０の表示画面３２ａ上に表示された医用画像等を確認することにより、ユーザは、被検体に外的なダメージを与えることなく、被検体の病状を診断することができる。

図１に示す医用画像取得システム１は、基本的には以上のように構成されている。

ここで、医用画像取得システム１における特徴は、医用画像表示装置３０で実行される処理内容にある。以下、医用画像表示装置３０について詳しく説明する。

図２は、医用画像表示装置３０のハードウェア構成図である。

医用画像表示装置３０の本体装置３１の内部には、図２に示すように、各種プログラムを実行するＣＰＵ３０１、ハードディスク装置３０３に格納されたプログラムが読み出されＣＰＵ３０１での実行のために展開される主メモリ３０２、各種プログラムやデータ等が保存されたハードディスク装置３０３、ＦＤ３５が装填され、そのＦＤ３５をアクセスするＦＤドライブ３０４、ＣＤ−ＲＯＭ３６をアクセスするＣＤ−ＲＯＭドライブ３０５、システム制御装置２０と医用画像等の各種情報をやり取りするＩ／Ｏインタフェース３０６が内蔵されており、これらの各種要素と、さらに図１にも示す画像表示装置３２、キーボード３３、マウス３４は、バス３０７を介して相互に接続されている。

ここで、この医用画像表示装置３０は、いわゆるエネルギーサブトラクション（ＥＳ）処理を実行するＥＳ処理装置として動作する機能を有している。このＥＳ処理では、上記の連写撮影によって得られた、エネルギーが互いに異なる２種類のＸ線を使って撮影された２つの医用画像のうちの一方の医用画像における画素値から、他方の医用画像における画素値が、所定の重みを付けて減算される。これにより、前者の医用画像に写っている被検体の身体構造のうち、Ｘ線に対して特定の吸収特性を持った部位の画像が消去されることとなる。

ＥＳ処理が高精度で行われるためには、２つの医用画像が一致していることが望ましい。しかし、図１の画像生成システム１０ではこれら２つの医用画像は互いに撮影時刻が異なっており、各撮影時刻における被検体の姿勢や呼吸等に起因して、２つの医用画像が必ずしも一致しない場合がある。両画像が一致していない場合にＥＳ処理を無理に施すと、両画像におけるズレの部分に、本来存在しない虚像（アーチファクト）が現れ、読影の妨げとなってしまう。

そこで、この医用画像表示装置３０は、ＥＳ処理に供される２つの医用画像に対して、両画像のうちの一方を変形して他方の画像に一致させる画像処理を施す画像処理装置として動作する機能も有している。

図３は、ＥＳ処理を行うＥＳ処理装置と、そのＥＳ処理のための画像処理を行う画像処理装置との関係を示すブロック図である。

図１に示す画像生成システム１０での連写撮影によって得られる第１の医用画像Ｇ１および第２の医用画像Ｇ２に基づいて、ＥＳ処理は実行される。ここで、第１の医用画像Ｇ１は、そのままＥＳ処理装置５０に入力される。一方、第２の医用画像Ｇ２については、画像処理装置４０において、第１の医用画像Ｇ１に一致させる画像処理を施され、処理済みの第２の医用画像Ｇ２’がＥＳ処理装置５０に入力される。画像処理装置４０で実行される画像処理については後にまわし、ここでは、まず、ＥＳ処理について説明する。

図４は、ＥＳ処理を説明する説明図である。

上述したように、ＥＳ処理で使われる２つの医用画像は、エネルギーが互いに異なる２種類のＸ線を使った連写撮影によって得られる撮影画像である。図４には、相対的にエネルギーが低いＸ線での撮影による低エネルギー画像Ｌと、相対的にエネルギーが高いＸ線での撮影による高エネルギー画像Ｈとを使い、低エネルギー画像Ｌから所望の部位の画像を消去するというＥＳ処理の原理が模式的に示されている。

ここで、被検体の体内を透過してきたＸ線を検出して、その被検体の体内像を得るという上記の画像生成システム１０（図１参照）で得られる医用画像では、透過してきたＸ線の量が多い部分が濃く写り、透過してきたＸ線の量が少ない部分が薄く写る。このような医用画像では、被検体の体内における骨部については、骨によってＸ線の透過が妨げられるので、Ｘ線の透過量が少なく薄く写る。一方、筋組織等といった軟部についてはＸ線の透過量が骨部に比べると多く濃く写る。また、軟部については組織の種類等に応じてＸ線の透過量が異なるため、各軟部は、その軟部の組織の種類等に応じた濃度となる。

また、Ｘ線はエネルギーが高いほど透過力が強いため、骨によるＸ線の透過の妨げ効果は、撮影に使われるＸ線のエネルギーが高いほど小さい。その結果、高エネルギー画像Ｈと低エネルギー画像Ｌとでは、骨部と軟部との間の濃さの比率（コントラスト）が互いに異なることとなる。ＥＳ処理では、この２種類の画像間のコントラストの違いを利用して、骨部の消去や軟部の消去等が行われる。

上述したように、この図４の例におけるＥＳ処理では、低エネルギー画像Ｌから、所望の部位の画像が消去される。この図４には、低エネルギー画像Ｌから骨部の画像を消去して軟部のみが写った軟部画像Ｓを作成する例と、低エネルギー画像Ｌから軟部の画像を消去して骨部のみが写った骨部画像Ｂを作成する例とが示されている。

軟部画像Ｓを作成する例では、まず、２つの医用画像の間で、骨部の濃度が合わされた後、両者の差が算出される。その結果、骨部の濃度が「０」、即ち、骨部が消去された画像が得られる。このとき、高エネルギー画像Ｈと低エネルギー画像Ｌとでは、骨部と軟部との間のコントラストが互いに異なることから、骨部が消去されても軟部は残ることとなる。その後、軟部の濃度についての差の結果に、この差の値を、低エネルギー画像Ｌにおける軟部の濃度に一致させるための係数が乗ぜられる。これにより、低エネルギー画像Ｌから骨部の画像が消去され軟部のみが写った軟部画像Ｓが得られることとなる。

一方、骨部画像Ｂを作成する例では、２つの医用画像の間で、軟部の濃度が合わされた後、両者の差が算出され、軟部の濃度が「０」、即ち、軟部が消去された画像が得られる。その後、骨部の濃度についての差が、係数の乗算によって低エネルギー画像Ｌにおける骨部の濃度に合わされる。これにより、低エネルギー画像Ｌから軟部の画像が消去され骨部のみが写った骨部画像Ｂが得られることとなる。

以上、説明したように、ＥＳ処理では、所望の部位の画像の消去については、２つの医用画像の間での差の算出で行われる。このため、例えば骨部の画像を消去する場合に、２つの医用画像の間で骨部の位置がズレていると、そのズレの部分については濃度が「０」とはならず、本来存在しない虚像（アーチファクト）が現れてしまう。このため、ＥＳ処理が高精度で行われるためには、２つの医用画像が高精度で一致している必要がある。上述したように、図１に示す医用画像取得システム１の医用画像表示装置３０では、このＥＳ処理に供される２つの医用画像の一致が、図４に示す画像処理装置４０によって図られる。以下、この画像処理装置４０について詳細に説明する。

この画像処理装置４０としては、後述の３つのタイプのうちのいずれかのタイプの画像処理装置が適用される。また、各タイプの画像処理装置は、図１の医用画像表示装置３０が、各タイプの画像処理装置に対応した画像処理プログラムに従って動作することによりこの医用画像表示装置３０内に構築されるものである。この画像処理プログラムは、図２に示すＣＤ−ＲＯＭ３６に記憶されて、このＣＤ−ＲＯＭ３６を介して医用画像表示装置３０に供給される。

尚、上記では、画像処理プログラムを記憶する記憶媒体としてＣＤ−ＲＯＭ３６が例示されているが、画像処理プログラムを記憶する記憶媒体はＣＤ−ＲＯＭに限られるものではなく、それ以外の光ディスク、ＭＯ、ＦＤ、磁気テープなどの記憶媒体であってもよい。また、画像処理プログラムは、記憶媒体を介さずに、Ｉ／Ｏインタフェース３０６を介して直接に医用画像表示装置３０に供給されるものであってもよい。

まず、第１タイプの画像処理装置について説明する。

この第１タイプの画像処理装置は、本発明の第１実施形態であり、図１の医用画像表示装置３０が、以下に説明する第１タイプの画像処理プログラムに従って動作することによりこの医用画像表示装置３０内に構築されるものである。この第１タイプの画像処理プログラムは、本発明の画像処理プログラムの一実施形態であり、上述したように図２に示すＣＤ−ＲＯＭ３６を介して医用画像表示装置３０に供給される。

図５は、第１タイプの画像処理プログラムが記憶されたＣＤ−ＲＯＭ３６を示す概念図である。

図５に示すように、ＣＤ−ＲＯＭ３６に記憶された第１タイプの画像処理プログラム１００は、画像入手部１１０、エッジ特定部１２０、グローバルマッチング部１３０、第１ローカルマッチング部１４０、および第２ローカルマッチング部１５０で構成されている。また、第１ローカルマッチング部１４０は、第１シフトベクトル算出部１４１と第１変形部１４２とで構成され、第２ローカルマッチング部１５０は、第２シフトベクトル算出部１５１と第２変形部１５２とで構成されている。

この第１タイプの画像処理プログラム１００の各部の詳細については、第１タイプの画像処理装置の各部の作用と一緒に説明する。

図６は、第１タイプの画像処理装置の機能ブロック図である。

第１タイプの画像処理装置２００は、画像入手部２１０と、エッジ特定部２２０と、グローバルマッチング部２３０と、第１ローカルマッチング部２４０と、第２ローカルマッチング部２５０とを有している。また、図６の第１ローカルマッチング部２４０は、第１シフトベクトル算出部２４１と第１変形部２４２とを有しており、図６の第２ローカルマッチング部２５０は、第２シフトベクトル算出部２５１と第２変形部２５２とを有している。

ここで、この図６に示す画像入手部２１０、エッジ特定部２２０、第１ローカルマッチング部２４０、および第２ローカルマッチング部２５０は、それぞれ本発明にいう画像入手部、部位特定部、第１処理部、および第２処理部の各一例に相当する。

また、図６の第１タイプの画像処理装置２００を構成する、画像入手部２１０、エッジ特定部２２０、グローバルマッチング部２３０、第１ローカルマッチング部２４０、および第２ローカルマッチング部２５０は、図５の第１タイプの画像処理プログラム１００を構成する、画像入手部１１０、エッジ特定部１２０、グローバルマッチング部１３０、第１ローカルマッチング部１４０、および第２ローカルマッチング部１５０にそれぞれ対応する。

さらに、図６の各要素は、コンピュータのハードウェアとそのコンピュータで実行されるＯＳやアプリケーションプログラムとの組合せで構成されているのに対し、図５に示す第１タイプの画像処理プログラム１００の各要素はそれらのうちのアプリケーションプログラムのみにより構成されている点が異なる。

図７は、図５に示す第１タイプの画像処理装置２００において、２つの医用画像を入手し、それらの医用画像のうち、第２の医用画像Ｇ２を第１の医用画像Ｇ１に一致させる一連の処理の流れを示すフローチャート図である。

以下、図７のフローチャートに従って、図６に示す第１タイプの画像処理装置２００の各要素の動作について説明することによって、図５に示す第１タイプの画像処理プログラム１００の各要素も併せて説明する。尚、以下の説明では、図６に示す各要素を特に図番を断らずに参照する。

この図７のフローチャートが示す画像処理は、ユーザが、図１の医用画像表示装置３０において所定の操作によってＥＳ処理に供すべき２つの医用画像Ｇ１，Ｇ２を指定し、ＥＳ処理の実行を指示すると、そのＥＳ処理の前に、ＥＳ処理の準備処理としてスタートする。

処理がスタートすると、まず、画像入手部２１０が、ユーザによって指定された２つの医用画像Ｇ１，Ｇ２を、所定のメモリから読み出すことで入手する（ステップＳ１０１）。

ここで、２つの医用画像Ｇ１，Ｇ２は、連写撮影によって得られた撮影画像であるが、１ショット目に撮影された撮影画像を第１の医用画像Ｇ１とし、２ショット目に撮影された撮影画像を第２の医用画像Ｇ２とする。この図７のフローチャートが示す画像処理では、第２の医用画像Ｇ２が、第１の医用画像Ｇ１に一致するように変形される。

画像入手部２１０は、入手した２つの医用画像Ｇ１，Ｇ２のうち第１の医用画像Ｇ１を、エッジ特定部２２０とグローバルマッチング部２３０と第１ローカルマッチング部２４０と第２ローカルマッチング部２５０とに渡し、第２の医用画像Ｇ２をグローバルマッチング部２３０に渡す。

エッジ特定部２２０は、第１の医用画像Ｇ１に対して、以下に説明するエッジ特定処理を実行する（ステップＳ１０２）。

エッジ特定部２２０は、ユーザが図１の医用画像表示装置３０において次のように指定した部位のエッジが写っている箇所を、第１の医用画像Ｇ１において特定する。

ユーザによる部位の指定は、エッジ特定部２２０が医用画像表示装置３０の表示画面３２ａに表示する指定画面において行われる。この指定画面には、心臓、胃、肝臓等といった複数の指定候補の名称が羅列されている。そして、この指定画面において、ユーザが、これら複数の指定候補の名称の中からキーボード操作等によって所望の部位の名称を選択することで、その部位の指定が行われる。

ここで、以下では、説明を簡単なものとするため、２つの医用画像Ｇ１，Ｇ２が胸郭を撮影して得られた画像であり、ユーザによって心臓および横隔が指定されたものとして説明を続ける。

図８は、胸郭を撮影して得られる医用画像を模式的に示す図である。

エッジ特定部２２０は、ユーザによって心臓および横隔が指定されると、心臓の拍動および呼吸によって画像中の他の箇所とは異なった動きをする次の３箇所のエッジが写っている箇所を特定する。即ち、心臓と図中右側の肺との境界である心臓エッジＥ１が写っている箇所と、左右両肺と下部臓器との境界である横隔エッジＥ２が写っている箇所とが特定される。

ここでのエッジ特定処理では、まず、第１の医用画像Ｇ１に対してエッジの強調処理が施される。続いて、所定のメモリに記憶されている、上記の心臓エッジＥ１や横隔エッジＥ２が写っている可能性が解剖学的に高い箇所の位置を示す位置情報が読み出される。そして、エッジが強調された第１の医用画像Ｇ１において、その位置情報が示す位置に最も近いエッジが探索され、その探索によって心臓エッジＥ１が写っている箇所および横隔エッジＥ２が写っている箇所が見つけ出される。見つけ出された箇所は、第２ローカルマッチング部２５０に伝えられる。

図７のフローチャートでは、次に、第２の医用画像Ｇ２を第１の医用画像Ｇ１に対して相対的に傾けあるいは動かすことにより、この第２の医用画像Ｇ２を第１の医用画像Ｇ１に概略的に一致させるグローバルマッチング処理が、グローバルマッチング部２３０によって実行される（ステップＳ１０３）。このグローバルマッチング処理により、第２の医用画像Ｇ２の第１の医用画像Ｇ１に対する概略的な位置合せが行われ、上記の連写撮影の１ショット目と２ショット目との間での例えば被検体の姿勢の変動等といった画像全体に一様に現れるズレ等が概略的に解消される。このグローバルマッチング処理が終了すると、グローバルマッチング処理後の概略位置合せ済みの第２の医用画像Ｇ２ａが第１ローカルマッチング部２４０に渡される。

第１ローカルマッチング部２４０では、概略位置合せ済みの第２の医用画像Ｇ２ａを全体的に変形して第１の医用画像Ｇ１に一致させる第１ローカルマッチング処理が実行される（ステップＳ１１０）。この第１ローカルマッチング処理は、本発明にいう第１の一致処理の一例に相当し、上述したグローバルマッチング処理による一様なマッチング処理では解消しきれない局所的なズレの解消を目的とした処理である。

第１ローカルマッチング処理では、後述の第１シフトベクトルが、第１ローカルマッチング部２４０における第１シフトベクトル算出部２４１で算出される（ステップＳ１１１）。

図９は、第１シフトベクトルの算出処理を説明する説明図である。

第１シフトベクトル算出部２４１では、まず、図９のパート（ａ）に示すように、第１の医用画像Ｇ１に、１２５画素×１２５画素の正方形状の関心領域（ＲＯＩ：Ｒｅｇｉｏｎ Ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ）が等間隔で設定される。以下、このＲＯＩのことをテンプレート２４１ａと呼ぶ。

次に、図９のパート（ｂ）に示すように、概略位置合せ済みの第２の医用画像Ｇ２ａに、各テンプレート２４１ａの中心に対応する位置を中心とし、（１２５＋Ａ１）画素×（１２５＋Ａ１）画素のサイズの探索範囲２４１ｂが設定される。

続いて、この探索範囲２４１ｂ内において、第１の医用画像Ｇ１のテンプレート２４１ａと最も一致する一致箇所２４１ｃが探索される。この探索は、その探索範囲２４１ｂの中心から出発して所定の探索ルートに沿って行われる。ここでの一致は、テンプレート２４１ａと比較対象の画像部分との画素値の差の総和で表される。そして、この一致箇所２４１ｃの探索では、この画素値の差の総和が上記の探索範囲２４１ｂ内において最小となる画像部分がこの一致箇所２４１ｃとして探索される。

第１シフトベクトル算出部２４１は、このような探索によって一致箇所２４１ｃを見つけだすと、その一致箇所２４１ｃの中心から探索範囲２４１ｂの中心に向かうベクトルを、テンプレート２４１ａに対する第１シフトベクトルＳｂ１として算出する。この第１シフトベクトルＳｂ１は、テンプレート２４１ａについて概略位置合せ済みの第２の医用画像Ｇ２ａを第１の医用画像Ｇ１に一致させるために要する局所的な変形方向および変形量を示している。

第１シフトベクトル算出部２４１は、このような第１シフトベクトルＳｂ１の算出を、第１の医用画像Ｇ１における全てのテンプレート２４１ａについて行う。

第１ローカルマッチング処理では、第１シフトベクトルＳｂ１の算出が終了すると、概略位置合せ済みの第２の医用画像Ｇ２ａを構成する各画素のシフトベクトルの算出が、第１ローカルマッチング部２４０の第１変形部２４２における後述の補間計算によって行われる（ステップＳ１１２）。そして、算出された画素のシフトベクトルに基づく後述のワーピング処理によって概略位置合せ済みの第２の医用画像Ｇ２ａが変形される（ステップＳ１１３）。

図１０は、画素のシフトベクトルの算出処理と、画素のシフトベクトルに基づくワーピング処理とを模式的に表わす図である。

この図１０のパート（ａ）には、補間計算による画素のシフトベクトルの算出処理が示され、図１０のパート（ｂ）には、ワーピング処理が示されている。

図１０のパート（ａ）に示すように、本実施形態では、４つのテンプレート２４１ａそれぞれについて求められた４つの第１シフトベクトルＳｂ１＿１，Ｓｂ１＿２，Ｓｂ１＿３，Ｓｂ１＿４を使った４点補間計算によって、概略位置合せ済みの第２の医用画像Ｇ２ａにおいてそれら４つのテンプレート２４１ａの中心に対応する４点によって囲まれる四角形の領域内の各画素Ｐ１のシフトベクトルＰｂ１が算出される。このシフトベクトルＰｂ１は、そのシフトベクトルＰｂ１の起点に対応する画素Ｐ１’をそのシフトベクトルＰｂ１の終点に相当する画素Ｐ１の位置まで移動するのに要する移動方向と移動量を表している。

ここで、このような４点補間計算によって求められる各画素のシフトベクトルには、医用画像の画像状態や、一致箇所の探索における計算上の探索誤差や、４点補間計算における計算誤差等が含まれており、シフトベクトル間の連続性に乱れや不整合が生じている可能性がある。

そこで、画素のシフトベクトルの算出処理（ステップＳ１１２）によって概略位置合せ済みの第２の医用画像Ｇ２ａを構成する全画素についてシフトベクトルが算出されると、この算出処理に続くワーピング処理（ステップＳ１１３）において、まず、多項式近似の手法を用いた補正によって各画素のシフトベクトルの並びが整えられる。

そして、ワーピング処理（ステップＳ１１３）では、このような補正の後に、補正後のシフトベクトルに基づいて各シフトベクトルの起点の画素が動かされる。その結果、図１１のパート（ｂ）に示すように、第２の医用画像Ｇ２ａが全体的に滑らかに変形されて、その第２の医用画像Ｇ２ａが画素単位で第１の医用画像Ｇ１に合わされた変形済みの第２の医用画像Ｇ２ｂが得られる。

ここで、上記の第１シフトベクトルＳｂ１を求めるのに使われるテンプレート２４１ａのサイズは、本実施形態では、上述したように１２５画素×１２５画素となっている。このサイズは、肋骨が２本収まるサイズであり、第１医用画像Ｇ１と概略位置合せ済みの第２の医用画像Ｇ２ａとの間に、例えば被検体の呼吸等に伴う肋骨等の動きに伴う画像のズレが存在する場合に、そのズレを捉えて上記の対応画像部分Ｇ２ｂを探索するのに適したサイズとなっている。このため、図９のフローチャートの第１ローカルマッチング処理（Ｓ１１０）によれば、このような画像のズレが解消することができる。ところが、例えば心臓の拍動や、呼吸等に伴う動きであっても横隔の動きは、肋骨等の動きとは大きく異なっているため、第１ローカルマッチング処理（Ｓ１１０）では、これら心臓の拍動や横隔の動きに伴う画像のズレが解消しきれずに残ってしまう可能性がある。そこで、本実施形態では、以下に説明する第２ローカルマッチング処理（Ｓ１２０）によって、心臓の拍動や横隔の動きに伴う画像のズレが解消される。

この第２ローカルマッチング処理（Ｓ１２０）では、第１ローカルマッチング処理（Ｓ１１０）を経た変形済みの第２の医用画像Ｇ２ｂについて、後述の第２シフトベクトルが、第２ローカルマッチング部２５０における第２シフトベクトル算出部２５１で算出される（ステップＳ１２１）。

まず、第２シフトベクトル算出部２５１において、第１の医用画像Ｇ１に対して次のようにテンプレートの配置がもう一度行われる。

図１１は、第２シフトベクトル算出部２５１によるテンプレートの配置を説明する説明図である。

第２シフトベクトル算出部２５１では、まず、第１の医用画像Ｇ１に対して上記の１２５画素×１２５画素のテンプレート２４１ａの配置が行われる。ここで、第２シフトベクトル算出部２５１には、エッジ特定部２２０から、図８に示す心臓エッジＥ１が写っている箇所および横隔エッジＥ２が写っている箇所が伝えられている。第２シフトベクトル算出部２５１は、これらの箇所（以下、単にエッジ箇所Ｅと呼ぶ）を含むテンプレート２４１ａと中心が重なるように、第１の医用画像Ｇ１に、サイズが３５画素×３５画素である小型テンプレート２５１ａを配列する。これにより、エッジ箇所Ｅの近傍に小型テンプレート２５１ａが配列されることとなる。

続いて、第２シフトベクトル算出部２５１では、各小型テンプレートについて一致箇所が探索され、その探索で見つけ出された一致箇所の中心から探索範囲の中心に向かう第２シフトベクトルが求められる。

図１２は、小型テンプレートについての一致箇所の探索と第２シフトベクトルの算出とを示す図である。

図１２のパート（ａ）には、一致箇所の探索方向が示され、パート（ｂ）には、探索結果から得られる第２シフトベクトルの一例が示されている。

一致箇所の探索に際しては、まず、変形済みの第２の医用画像Ｇ２ｂにおいて、各小型テンプレート２５１ａを中心とした（３５＋Ａ２）画素×（３５+Ａ２）画素のサイズの探索範囲２５１ｂが設定される。ここで、小型テンプレート２５１ａの３５画素×３５画素というサイズは、上記のエッジ箇所Ｅを局所的に捉えるのに適したサイズであり、探索範囲２５１ｂの（３５＋Ａ２）画素×（３５+Ａ２）画素というサイズは、心臓のエッジの解剖学的に予測される移動範囲あるいは横隔のエッジの移動範囲が収まるサイズに設定される。

探索範囲２５１ｂが設定されると、この探索範囲２５１ｂ内において、第１の医用画像Ｇ１の小型テンプレート２５１ａと一致する一致箇所２５１ｃが探索される。この探索は、その探索範囲２５１ｂの中心から出発して、第１の医用画像Ｇ１におけるエッジ箇所Ｅに対する法線方向Ｄ１に沿って行われる。これは、一致箇所２５１ｃの探索が、予測されるエッジの移動方向に沿って行われることを意味する。

そして、一致箇所２５１ｃが見つけ出されると、図１２のパート（ｂ）に示すように、その一致箇所２５１ｃの中心から探索範囲２５１ｂの中心に向かう第２シフトベクトルＳｂ２が求められる。

第２シフトベクトル算出部２５１では、このような第２シフトベクトルＳｂ２の算出が、上記のようにエッジ箇所Ｅの近傍に配列された小型テンプレート２５１ａの全てについて行われる。さらに、この第２シフトベクトル算出部２５１では、変形済みの第２の医用画像Ｇ２ｂにおいて、エッジ箇所Ｅを含まない上記の１２５画素×１２５画素のテンプレート２４１ａについて、大きさが「０」の第２シフトベクトルＳｂ２が設定される。

図７の第２ローカルマッチング処理（ステップＳ１２０）では、全てのテンプレート２４１ａおよび小型テンプレート２５１ａについて第２シフトベクトルＳｂ２が得られると、続いて、これら全ての第２シフトベクトルＳｂ２を使って、変形済みの第２の医用画像Ｇ２ｂの全画素のシフトベクトルが、第２ローカルマッチング部２５０における第２変形部２５２での、第１ローカルマッチング処理（ステップＳ１１０）と同様の４点補間計算によって求められる（ステップＳ１２２）。そして、その算出された画素のシフトベクトルに対して、第１ローカルマッチング処理（ステップＳ１１０）と同様に多項式近似の手法を用いた補正が施され、その補正後のシフトベクトルに基づく、第１ローカルマッチング処理（ステップＳ１１０）と同様のワーピング処理によって、変形済みの第２の医用画像Ｇ２ｂが変形される（ステップＳ１２３）。

この第２ローカルマッチング処理（ステップＳ１２０）での変形では、上記のエッジ箇所Ｅの近傍以外の箇所では第２シフトベクトルＳｂ２の大きさが「０」に設定されているため、第２の医用画像Ｇ２ａがエッジ箇所Ｅの近傍について局所的に変形される。また、変形処理自体は、第２の医用画像Ｇ２ａの全体に亘って行われるため、第２シフトベクトルＳｂ２の大きさが「０」に設定されている部分と、エッジ箇所Ｅの近傍で第２シフトベクトルＳｂ２が何らかの大きさを有している部分とが滑らかに繋がれる。

この第２ローカルマッチング処理（ステップＳ１２０）によって、上記のエッジ箇所Ｅ、即ち、心臓および横隔のエッジの箇所について詳細な画像の一致が行われ、心臓の拍動や呼吸による横隔の動きに伴う画像のズレが解消される。

以上、説明したように、本実施形態では、第１ローカルマッチング処理（ステップＳ１１０）によって、第２医用画像Ｇ２における第１医用画像Ｇ１に対する、呼吸による肋骨等の動きに伴う画像のズレが解消され、第２ローカルマッチング処理（ステップＳ１２０）によって、心臓の拍動や呼吸による横隔の動きに伴う画像のズレが解消された処理済みの第２の医用画像Ｇ２’が得られる。これにより、図３に示すＥＳ処理装置５０でのＥＳ処理に適した、互いに高精度で画像が一致している２つの医用画像が得られることとなる。

図１３は、図３に示すＥＳ処理装置５０でのＥＳ処理で得られたＥＳ画像の一例を示す図である。

図１３のパート（ａ）には、第１タイプの画像処理装置２００による画像処理が施される前の２つの医用画像に基づいて得られた、骨の画像を消去して軟組織の画像のみからなる第１軟部ＥＳ画像ＥＳ１が示されており、パート（ｂ）には、上記の第１ローカルマッチング処理（ステップＳ１１０）が実行された段階での２つの医用画像に基づいて得られた第２軟部ＥＳ画像ＥＳ２が示されており、パート（ｃ）には、上記の第２ローカルマッチング処理（ステップＳ１２０）まで全て実行された段階での２つの医用画像に基づいて得られた第３軟部ＥＳ画像ＥＳ３が示されている。

図１３のパート（ａ）に示す第１軟部ＥＳ画像ＥＳ１には、肺の部分ＥＳ１＿ａに、呼吸による肋骨の動きに伴う画像のズレに起因するアーチファクトが存在している。さらに、心臓と肺との境界部分ＥＳ１＿ｂに、心臓の拍動に画像のズレに起因するアーチファクトが存在している。

図１３のパート（ｂ）に示す第２軟部ＥＳ画像ＥＳ２では、肺の部分ＥＳ２＿ａにおけるアーチファクトについては、上記の第１ローカルマッチング処理（ステップＳ１１０）によって解消されているが、心臓と肺との境界部分ＥＳ２＿ｂにおけるアーチファクトについては解消しきれずに残ってしまっている。

一方で、図１３のパート（ｃ）に示す第３軟部ＥＳ画像ＥＳ３では、肺の部分ＥＳ３＿ａにおけるアーチファクトも心臓と肺との境界部分ＥＳ３＿ｂにおけるアーチファクトも共に解消されている。

以上、説明したように、本発明の第１実施形態である第１タイプの画像処理装置２００によれば、２つの医用画像を、最適なＥＳ処理が実行できるように、高精度で一致させる画像処理を実行することができる。

次に、本発明の第２実施形態である第２タイプの画像処理装置について説明する。

本発明の第２実施形態は、まず、心臓の拍動や呼吸による横隔の動きに伴う画像のズレを解消するための、上記の第１実施形態における第２ローカルマッチング処理と同等な処理を行ってから、その後で、呼吸による肋骨等の動きに伴う画像のズレを解消するための上記の第１ローカルマッチング処理と同等な処理を行うという点が、本発明の第１実施形態と異なっている。以下、この相違点に注目して説明を行う。

第２タイプの画像処理装置は、図１の医用画像表示装置３０が、以下に説明する第２タイプの画像処理プログラムに従って動作することによりこの医用画像表示装置３０内に構築されるものである。この第２タイプの画像処理プログラムも、本発明の画像処理プログラムの一実施形態であり、図２に示すＣＤ−ＲＯＭ３６を介して医用画像表示装置３０に供給される。

図１４は、第２タイプの画像処理プログラムが記憶されたＣＤ−ＲＯＭ３６を示す概念図である。尚、この図１４では、第１タイプの画像処理プログラム１００を示す図５の構成要素と同等な構成要素については、この図５と同じ符号が付されている。

図１４に示すように、ＣＤ−ＲＯＭ３６に記憶された第２タイプの画像処理プログラム３００は、画像入手部１１０、エッジ特定部１２０、グローバルマッチング部１３０、第１ローカルマッチング部３１０、および第２ローカルマッチング部３２０で構成されている。また、第１ローカルマッチング部３１０は、第１シフトベクトル算出部３１１と第１変形部３１２とで構成され、第２ローカルマッチング部３２０は、第２シフトベクトル算出部３２１と第２変形部３２２とで構成されている。

この第２タイプの画像処理プログラム３００の各部の詳細については、第２タイプの画像処理装置の各部の作用と一緒に説明する。

図１５は、第２タイプの画像処理装置の機能ブロック図である。

この図１５では、第１タイプの画像処理装置２００を示す図６の構成要素と同等な構成要素については、この図６と同じ符号が付されており、以下では、これら同等な構成要素についての重複説明を省略する。

この図１５に示す第２タイプの画像処理装置４００では、グローバルマッチング部２３０によるグローバルマッチング処理後の概略位置合せ済みの第２の医用画像Ｇ２ａは、第１ローカルマッチング部２４０に渡される。まず、心臓の拍動や呼吸による横隔の動きに伴う画像のズレを解消するための、上記の第１実施形態における第２ローカルマッチング処理と同等な処理を行う第２ローカルマッチング部４１０に渡される。この第２ローカルマッチング部４１０は、本発明にいう第２処理部の一例に相当する。

そして、第２ローカルマッチング部４１０の第２シフトベクトル算出部４１１において、エッジ箇所Ｅの近傍について上記の第２シフトベクトルが求められ、第２変形部４１２において、そのエッジ箇所Ｅの近傍についての局所的な変形が概略位置合せ済みの第２の医用画像Ｇ２ａに施される。これにより、第１の医用画像Ｇ１に対する心臓の拍動や呼吸による横隔の動きに伴う画像のズレが解消される。そして、第２ローカルマッチング部４１０での変形処理を受けた変形済みの第２の医用画像Ｇ２ｃが、呼吸による肋骨等の動きに伴う画像のズレを解消するための上記の第１ローカルマッチング処理と同等な処理を行う第１ローカルマッチング部４２０に渡される。この第１ローカルマッチング部４２０は、本発明にいう第１処理部の一例に相当する。

この、第１ローカルマッチング部４２０の第１シフトベクトル算出部４２１において、変形済みの第２の医用画像Ｇ２ｃ全体について上記の第１シフトベクトルが求められ、第２変形部４２２において、その第２の医用画像Ｇ２ｃについての全体的な変形が実行される。これにより、第１の医用画像Ｇ１に対する呼吸による肋骨等の動きに伴う画像のズレが解消される。ここで、本実施形態では、第２ローカルマッチング部４１０によって第１の医用画像Ｇ１に合わされた部分が、第１ローカルマッチング部４２０による全体的な変形によって若干動いてしまう。しかし、肋骨等の動きに伴う画像のズレを解消するための変形量は、心臓の拍動や呼吸による横隔の動きに伴う画像のズレを解消するための変形量に比して相対的に非常に小さい。このため、第２ローカルマッチング部４１０によって第１の医用画像Ｇ１に合わされた部分に対する、第１ローカルマッチング部４２０による全体的な変形による影響はほぼ無視される。

以上に説明した処理を経て、この第２タイプの画像処理装置４００においても、上記の第１タイプの画像処理装置２００と同様に、２つの医用画像を、最適なＥＳ処理が実行できるように、高精度で一致させる画像処理を実行することができる。

次に、本発明の第３実施形態である第３タイプの画像処理装置について説明する。

本発明の第３実施形態は、上述した第１および第２実施形態ではいずれも変形が２段階で行われるのに対し、変形が１度しか行われない点が異なっている。以下、この相違点に注目して説明を行う。

第３タイプの画像処理装置は、図１の医用画像表示装置３０が、以下に説明する第３タイプの画像処理プログラムに従って動作することによりこの医用画像表示装置３０内に構築されるものである。この第３タイプの画像処理プログラムは、本発明の画像処理プログラムの一実施形態であり、図２に示すＣＤ−ＲＯＭ３６を介して医用画像表示装置３０に供給される。

図１６は、第３タイプの画像処理プログラムが記憶されたＣＤ−ＲＯＭ３６を示す概念図である。尚、この図１６では、第１タイプの画像処理プログラム１００を示す図５の構成要素と同等な構成要素については、この図５と同じ符号が付されている。

図１６に示すように、ＣＤ−ＲＯＭ３６に記憶された第３タイプの画像処理プログラム５００は、画像入手部１１０、エッジ特定部１２０、グローバルマッチング部１３０、およびローカルマッチング部５１０で構成されている。また、ローカルマッチング部５１０は、第１シフトベクトル算出部５１１、第２シフトベクトル算出部５１２、および変形部５１３で構成されている。

この第３タイプの画像処理プログラム５００の各部の詳細については、第３タイプの画像処理装置の各部の作用と一緒に説明する。

図１７は、第３タイプの画像処理装置の機能ブロック図である。

この図１７では、第１タイプの画像処理装置２００を示す図６の構成要素と同等な構成要素については、この図６と同じ符号が付されており、以下では、これら同等な構成要素についての重複説明を省略する。

この図１７に示す第３タイプの画像処理装置６００では、グローバルマッチング部２３０によるグローバルマッチング処理後の概略位置合せ済みの第２の医用画像Ｇ２ａは、ローカルマッチング部６１０における第１シフトベクトル算出部６１１と第２シフトベクトル算出部６１２との両方に渡される。また、第１シフトベクトル算出部６１１と第２シフトベクトル算出部６１２との両方には、画像入手部２１０から第１の医用画像Ｇ１が渡され、エッジ特定部２２０からは上記のエッジ箇所Ｅが伝えられる。

第１シフトベクトル算出部６１１および第２シフトベクトル算出部６１２では、それぞれ次のようにシフトベクトルが求められる。

まず、第１シフトベクトル算出部６１１および第２シフトベクトル算出部６１２の両方において、第１の医用画像Ｇ１に対して次のようにテンプレートの配置が行われる。

図１８は、第１シフトベクトル算出部６１１および第２シフトベクトル算出部６１２の両方におけるテンプレートの配置を説明する説明図である。

まず、第１シフトベクトル算出部６１１が、第１の医用画像Ｇ１に対して上記の１２５画素×１２５画素のテンプレート６１１ａの配列を行う。ただし、エッジ特定部２２０から伝えられたエッジ箇所Ｅと重なるテンプレート６１１ａ’については配列を止め、その旨を第２シフトベクトル算出部６１２に伝える。

第２シフトベクトル算出部６１２では、第１シフトベクトル算出部６１１からテンプレートの配置を止める旨が伝えられた位置に、仮にそのテンプレートが置かれたとするとそのテンプレートと中心が重なるように３５画素×３５画素の小型テンプレート６１２ａを配列する。

その後は、第１シフトベクトル算出部６１１および第２シフトベクトル算出部６１２それぞれにおいて、第１実施形態における処理と同等な処理によって、各テンプレート６１１ａについての第１シフトベクトルの算出および各小型テンプレート６１２ａについての第２シフトベクトルの算出が行われる。

各シフトベクトルの算出が終了すると、続いて、変形部６１３において、概略位置合せ済みの第２の医用画像Ｇ２ａの各画素のシフトベクトルの算出と、その算出された画素のシフトベクトルに基づく変形処理が実行される。

図１９は、画素のシフトベクトルの算出処理を示す図である。

この図１９には、テンプレート６１１ａについての４つの第１シフトベクトルＳｂ１＿１，Ｓｂ１＿２，Ｓｂ１＿３，Ｓｂ１＿４と、小型テンプレート６１２ａについての２つの第２シフトベクトルＳｂ２＿１，Ｓｂ２＿２とが示されている。変形部６１３では、上述した第１および第２実施形態での画素のシフトベクトルの算出方法と同様に４点補間計算によって画素のシフトベクトルが算出される。尚、本実施形態では、例えばこの図１９に示すように第１シフトベクトルと第２シフトベクトルとの２種類のシフトベクトルで囲まれた範囲内の画素Ｐ２については、それら２種類のシフトベクトル（図１９の例では、２つの第１シフトベクトルＳｂ１＿１，Ｓｂ１＿３、および２つの第２シフトベクトルＳｂ２＿１，Ｓｂ２＿２）を使った４点補間計算によって画素のシフトベクトルが算出される。

概略位置合せ済みの第２の医用画像Ｇ２ａの各画素のシフトベクトルがこのように算出されると、変形部６１３において、その算出された画素のシフトベクトルに対して多項式近似の手法を使った補正が施され、その補正後のシフトベクトルに基づいて、その第２の医用画像Ｇ２ａが全体的に１度だけ変形される。この変形処理により、概略位置合せ済みの第２の医用画像Ｇ２ａのエッジ箇所Ｅの近傍における心臓の拍動や呼吸による横隔の動きに伴う第１の医用画像Ｇ１に対する画像のズレと、肋骨等の動きに伴う画像のズレとが同時に解消される。この変形部６１３と第１シフトベクトル算出部６１１とを合わせたものが、本発明にいう第１処理部の一例に相当し、この変形部６１３と第２シフトベクトル算出部６１２とを合わせたものが、本発明にいう第２処理部の一例に相当する。

以上に説明した処理を経て、この第３タイプの画像処理装置６００においても、上記の第１および第２タイプの画像処理装置２００，４００と同様に、２つの医用画像を、最適なＥＳ処理が実行できるように、高精度で一致させる画像処理を実行することができる。

尚、上記では、本発明の画像処理装置の一実施形態として、２つの医用画像のうちの一方の画像のみを変形して、その一方の画像を他方の画像に一致させる画像処理装置を例示したが、本発明はこれに限るものではない。本発明の画像処理装置は、例えば、２つの医用画像の両方を変形して、それら２つの画像を互いに一致させるもの等であっても良い。

また、上記では、本発明の画像処理装置の一実施形態として、ＥＳ処理に供する２つの医用画像を互いに一致させる画像処理装置を例示したが、本発明はこれに限るものではない。本発明の画像処理装置は、例えば、被検体における病変部の発生や経時的な変化を抽出するためのいわゆる経時サブトラクション処理に供する２つの医用画像を互いに一致させるもの等であっても良い。

また、上記では、本発明の画像処理装置の一実施形態として、画像を傾けたり動かしたりして画像の概略的な一致を行うグローバルマッチング部を備えた画像処理装置を示したが、本発明はこれに限るものではなく、例えば、画像を線形に変形して画像の概略的な一致を行うグローバルマッチング部を備えたもの等であっても良い。

また、上記では、本発明にいう部位特定部の一例として心臓および横隔のエッジを特定するエッジ特定部を例示したが、本発明はこれに限るものではない。本発明の部位特定部は、胃や肝臓等といった他の臓器のエッジを特定するものであっても良く、あるいは、エッジではなく、画像中でこれらの臓器が占める領域を特定するもの等であっても良い。

本発明の第１から第３の実施形態が適用される医用画像取得システムの概略構成図である。 医用画像表示装置３０のハードウェア構成図である。 ＥＳ処理を行うＥＳ処理装置と、そのＥＳ処理のための画像処理を行う画像処理装置との関係を示すブロック図である。 ＥＳ処理を説明する説明図である。 第１タイプの画像処理プログラムが記憶されたＣＤ−ＲＯＭ３６を示す概念図である。 第１タイプの画像処理装置の機能ブロック図である。 図５に示す第１タイプの画像処理装置２００において、２つの医用画像を入手し、それらの医用画像のうち、第２の医用画像Ｇ２を第１の医用画像Ｇ１に一致させる一連の処理の流れを示すフローチャート図である。 胸郭を撮影して得られる医用画像を模式的に示す図である。 第１シフトベクトルの算出処理を説明する説明図である。 画素のシフトベクトルの算出処理と、画素のシフトベクトルに基づくワーピング処理とを模式的に表わす図である。 第２シフトベクトル算出部２５１によるテンプレートの配置を説明する説明図である。 小型テンプレートについての一致箇所の探索と第２シフトベクトルの算出とを示す図である。 図３に示すＥＳ処理装置５０でのＥＳ処理で得られたＥＳ画像の一例を示す図である。 第２タイプの画像処理プログラムが記憶されたＣＤ−ＲＯＭ３６を示す概念図である。 第２タイプの画像処理装置の機能ブロック図である。 第３タイプの画像処理プログラムが記憶されたＣＤ−ＲＯＭ３６を示す概念図である。 第３タイプの画像処理装置の機能ブロック図である。 第１シフトベクトル算出部６１１および第２シフトベクトル算出部６１２の両方におけるテンプレートの配置を説明する説明図である。 画素のシフトベクトルの算出処理を示す図である。

符号の説明

１ 医用画像取得システム
１０ 画像生成システム
１１ Ｘ線照射装置
１１ａ 収容部
１１ｂ 移動部
１１ｃ 支持部
１２ 検出装置
１２ａ フラットパネルディテクタ
１２ｂ 移動部
１２ｃ 支持部
２０ システム制御装置
３０ 医用画像表示装置
３１ 本体装置
３２ 画像表示装置
３２ａ 表示画面
３３ キーボード
３４ マウス
３５ ＦＤ
３６ ＣＤ−ＲＯＭ
３０１ ＣＰＵ
３０２ 主メモリ
３０３ ハードディスク装置
３０４ ＦＤドライブ
３０５ ＣＤ−ＲＯＭドライブ
３０６ Ｉ／Ｏインタフェース
３０７ バス
４０ 画像処理装置
５０ ＥＳ処理装置
１００ 第１タイプの画像処理プログラム
１１０ 画像入手部
１２０ エッジ特定部
１３０ グローバルマッチング部
１４０，３１０ 第１ローカルマッチング部
１４１，３１１ 第１シフトベクトル算出部
１４２，３１２ 第１変形部
１５０，３２０ 第２ローカルマッチング部
１５１，３２１ 第２シフトベクトル算出部
１５２，３２２ 第２変形部
２００ 第１タイプの画像処理装置
２１０ 画像入手部
２２０ エッジ特定部
２３０ グローバルマッチング部
２４０，４２０ 第１ローカルマッチング部
２４１，４２１ 第１シフトベクトル算出部
２４１ａ テンプレート
２４１ｂ 探索範囲
２４１ｃ 一致箇所
２４２，４２２ 第１変形部
２５０，４１０ 第２ローカルマッチング部
２５１，４１１ 第２シフトベクトル算出部
２５１ａ 小型テンプレート
２５１ｂ 探索範囲
２５１ｃ 一致箇所
２５２，４１２ 第２変形部
３００ 第２タイプの画像処理プログラム
４００ 第２タイプの画像処理装置
５００ 第３タイプの画像処理プログラム
５１０ ローカルマッチング部
５１１ 第１シフトベクトル算出部
５１２ 第２シフトベクトル算出部
５１３ 変形部５１３
６００ 第３タイプの画像処理装置
６１０ ローカルマッチング部
６１１ 第１シフトベクトル算出部
６１１ａ，６１１ａ’ テンプレート
６１２ 第２シフトベクトル算出部
６１２ａ 小型テンプレート
６１３ 変形部

Claims (7)

1. 同一の被検体に対する撮影によって得られた、互いに撮影時刻が異なる複数の撮影画像を入手する画像入手部と、
   前記撮影画像中で、前記被検体を構成する構成部位のうちの所定構成部位が写っている箇所を特定する部位特定部と、
   ２つの画像の一方又は両方を変形してそれら２つの画像を一致させる第１の一致処理を前記複数の撮影画像のうちの２つの撮影画像に対して施す第１処理部と、
   ２つの画像の一方又は両方を変形してそれら２つの画像を一致させる、一致に要する変形量の適用範囲が前記第１の一致処理とは異なる第２の一致処理を、前記２つの撮影画像における、前記部位特定部によって特定された箇所に対して施す第２処理部とを備えたことを特徴とする画像処理装置。
2. 前記部位特定部が、前記所定構成部位のエッジが写っている箇所を特定するものであり、
   前記第２処理部が、前記第２の一致処理を前記箇所に対して施して、該箇所を前記エッジに交わる方向へと変形させるものであることを特徴とする請求項１記載の画像処理装置。
3. 前記第１の処理部が、前記第１の一致処理を、前記２つの撮影画像における、前記部位特定部によって特定された箇所を除く他の箇所に対して施すものであることを特徴とする請求項１又は２記載の画像処理装置。
4. 前記第１処理部および前記第２処理部が、前記第１の一致処理および前記第２の一致処理を同時並行に実行するものであることを特徴とする請求項１から３のうちいずれか１項記載の画像処理装置。
5. 前記第２処理部が、前記第１処理部によって前記第１の一致処理が施された後の２つの撮影画像に対して前記第２の一致処理を施すものであることを特徴とする請求項１から３のうちいずれか１項記載の画像処理装置。
6. 前記第２処理部が、前記第１処理部によって前記第１の一致処理が施される前の２つの撮影画像に対して前記第２の一致処理を施すものであることを特徴とする請求項１から３のうちいずれか１項記載の画像処理装置。
7. コンピュータに組み込まれ、該コンピュータ上で、
   同一の被検体に対する撮影によって得られた、互いに撮影時刻が異なる複数の撮影画像を入手する画像入手部と、
   前記撮影画像中で、前記被検体を構成する構成部位のうちの所定構成部位が写っている箇所を特定する部位特定部と、
   ２つの画像の一方又は両方を変形してそれら２つの画像を一致させる第１の一致処理を前記複数の撮影画像のうちの２つの撮影画像に対して施す第１処理部と、
   ２つの画像の一方又は両方を変形してそれら２つの画像を一致させる、一致に要する変形量の適用範囲が前記第１の一致処理とは異なる第２の一致処理を、前記２つの撮影画像における、前記部位特定部によって特定された箇所に対して施す第２処理部とを構築することを特徴とする画像処理プログラム。