CN105078402B - X 射线诊断装置 - Google Patents

Abstract

本发明提供能够拍摄使被检体的运动的影响降低后得到的路线图图像的X射线诊断装置。实施方式所涉及的X射线诊断装置具有位置校正量取得部、位置校正部、以及显示图像生成部。位置校正量取得部基于从被插入有设备的被检体的X射线图像中依次检测到的所述设备的位置，来求取位置校正量。位置校正部基于所述位置校正量，依次进行描绘有成为所述设备的插入对象的血管且在所述X射线图像被收集前生成的血管图像与所述X射线图像之间的位置校正。显示图像生成部基于所述位置校正后的所述X射线图像以及所述血管图像，生成描绘有所述设备以及所述血管的显示图像。

Description

X射线诊断装置

技术领域

本发明的实施方式涉及X射线诊断装置。

背景技术

作为由X射线诊断装置拍摄的X射线图像之一，已知2维(2D：two dimensional)以及3维(3D：three dimensional)的路线图(Roadmap)图像。2D以及3D的路线图图像分别是2D以及3D的血管图像和被实时收集的X射线透视图像的合成图像，主要为了将导管引导至目的位置而拍摄。

发明内容

本发明的目的在于，提供一种X射线诊断装置，该X射线诊断装置能够拍摄使被检体的主要由呼吸引起的运动的影响降低后得到的路线图图像。

本发明的实施方式所涉及的X射线诊断装置具有位置校正量取得部、位置校正部、以及显示图像生成部。位置校正量取得部基于从被插入有设备的被检体的X射线图像中依次检测到的所述设备的位置，来求取位置校正量。位置校正部基于所述位置校正量，依次进行描绘有成为所述设备的插入对象的血管且在所述X射线图像被收集前生成的血管图像与所述X射线图像之间的位置校正。显示图像生成部基于所述位置校正后的所述X射线图像以及所述血管图像，生成描绘有所述设备以及所述血管的显示图像。

附图说明

图1是本发明的实施方式所涉及的X射线诊断装置的结构图。

图2是表示图1所示的X射线诊断装置的动作的流程图。

图3是说明基于设备的位置偏差量的第一算出方法的图。

图4是说明基于设备的位置偏差量的第二算出方法的图。

图5是说明基于设备的位置偏差量的第三算出方法的图。

图6(A)～图6(B)是将伴随位置偏差校正而生成的3D路线图图像与没有进行位置偏差校正而生成的3D路线图图像相比较而示出的图。

具体实施方式

本发明的实施方式所涉及的X射线诊断装置具有位置校正量取得部、位置校正部、以及显示图像生成部。位置校正量取得部基于从被插入有设备的被检体的X射线图像中依次检测到的所述设备的位置，来求取位置校正量。位置校正部基于所述位置校正量，依次进行描绘有成为所述设备的插入对象的血管且在所述X射线图像被收集前生成的血管图像与所述X射线图像之间的位置校正。显示图像生成部基于所述位置校正后的所述X射线图像以及所述血管图像，生成描绘有所述设备以及所述血管的显示图像。

参照附图说明本发明的实施方式所涉及的X射线诊断装置。

图1是本发明的实施方式所涉及的X射线诊断装置的结构图。

X射线诊断装置1具备拍摄系统2、控制系统3、数据处理系统4、以及控制台5。拍摄系统2具有X射线管6、X射线检测器7、C型臂8、基台9、以及诊视床10。此外，数据处理系统4具有A/D(模拟数字，analog to digital)变换器11、医用图像处理装置12、D/A(数字模拟，digital to analog)变换器13、以及显示装置14。另外，有时A/D变换器11还与X射线检测器7一体化。

X射线管6以及X射线检测器7以夹着诊视床10而对置配置的方式固定在C型臂8的两端。C型臂8由基台9保持。基台9具备电动机9A以及旋转机构9B，能够通过电动机9A以及旋转机构9B的驱动而将X射线管6以及X射线检测器7与C型臂8一起如螺旋桨那样高速地旋转到期望的位置。

作为X射线检测器7，能够使用平板检测器(FPD：flat panel detector)或影像增强电视(I.I.–TV：image intensifier TV)。此外，X射线检测器7的输出侧与数据处理系统4的A/D变换器11连接。

控制系统3是通过对构成拍摄系统2的各构成要素输出控制信号从而对拍摄系统2进行驱动控制的装置。控制系统3与作为输入装置的控制台5连接，能够从控制台5对控制系统3输入摄像条件等的指示信息。

并且，拍摄系统2构成为，能够在控制系统3的控制下从可旋转的X射线管6朝向在诊视床10上放置的被检体O以相互不同的角度依次辐射X射线，通过X射线检测器7依次收集将从多个方向透过了被检体O的X射线，来作为X射线投影数据。被X射线检测器7收集的X射线投影数据作为X射线图像而输出至A/D变换器11。

此外，在诊视床10上放置的被检体O的附近，设置有用于向被检体O注入造影剂的造影剂注入装置15。并且，通过从造影剂注入装置15向被检体O的血管内注入造影剂，能够进行被检体O的X射线造影拍摄。由此，在拍摄系统2中，具备至少收集被检体O的包含多个血管的图像化区域中的X射线造影图像的功能。当然，在拍摄系统2中，还具备收集非造影的X射线透视图像的功能。此外，关于造影剂注入装置15，也能够通过控制系统3来进行控制。

接着说明医用图像处理装置12的结构以及功能。

医用图像处理装置12的输入侧与A/D变换器11的输出侧连接。此外，在医用图像处理装置12的输出侧经由D/A变换器13连接有显示装置14。此外，医用图像处理装置12与控制台5连接。并且，通过控制台5的操作能够向医用图像处理装置12输入数据处理所需的指示信息。

进而，医用图像处理装置12经由网络I/F(接口，interface)16连接到医院内网络17。因此，能够从与医院内网络17连接的X射线CT(计算机断层扫描，computed tomography)装置18、磁共振成像(MRI：Magnetic Resonance Imaging)装置19、以及医用图像保管通信系统(PACS：picture archiving and communication system)20等其他医用系统将所需的医用图像转发至医用图像处理装置12。

另外，也可以与图1所例示那样的在X射线诊断装置1中内置的医用图像处理装置12不同，作为独立的系统，将同样的医用图像处理装置经由医院内网络17连接到X射线诊断装置1等医用系统。

医用图像处理装置12具有2维(2D：two dimensional)图像存储器12A、滤波部12B、仿射变换部12C、LUT(查找表，look up table)12D、3D重构部12E、图像分离部12F、3D图像处理部12G、位置偏差量辨认部12H、位置偏差校正部12I、图像合成部12J、以及3D图像存储器12K。

具有这样的功能的医用图像处理装置12能够通过使计算机读入医用图像处理程序而构筑。医用图像处理程序还能够记录至信息记录介质，作为程序产品而流通，使得能够将通用计算机用作医用图像处理装置12。其中，为了构成医用图像处理装置12也可以使用电路。

2D图像存储器12A是用于保存由拍摄系统2收集到的2D X射线图像的存储装置。从而，若以非造影的方式进行X射线拍摄，则非造影的2D X射线图像被保存至2D图像存储器12A，若将造影剂注入被检体O后进行X射线拍摄，则2D X射线造影图像被保存至2D图像存储器12A。

滤波部12B具有对任意数据执行高频强调滤波器、低通滤波器、以及平滑化滤波器等的期望的滤波器处理的功能。

仿射变换部12C具有按照从控制台5输入的指示信息来执行X射线图像的放大、缩小、旋转移动、以及平行移动等仿射变换处理的功能。

在LUT 12D中，保存有用于进行图像的灰度变换的灰度信息，能够通过参照灰度信息来进行应该显示在显示装置14中的图像的灰度变换。

3D重构部12E具有通过针对多个2D X射线图像进行的图像重构处理而生成包含血管的被检体O的3D X射线图像的功能，其中，所述多个2D X射线图像是通过一边使拍摄系统2的X射线管6以及X射线检测器7旋转一边拍摄被检体O而收集到的与不同的拍摄方向对应的多个2D X射线图像。

图像分离部12F具有以下功能：取得由X射线诊断装置1或X射线CT装置18、MRI装置19等其他医用设备(modality)拍摄到的3D X射线血管图像、3D X射线CTA(计算机断层扫描血管造影，computed tomography angiography)图像、3D磁共振血管(MRA：磁共振血管造影，magnetic resonance angiography)图像等3D血管图像，自动地分离出由除了血管占据的3D区域以外的3D区域构成的3D非血管区域图像、和由血管占据的3D区域构成的3D血管区域图像。

3D图像处理部12G具有通过对3D图像进行的体绘制(VR：volume rendering)处理而生成体绘制图像的功能。体绘制处理不限于在3D重构部12E中重构后的3D X射线图像，还能够将从X射线CT装置18、MRI装置19、以及PACS 20等其他医用系统经由医院内网络17取得的3D图像作为对象来执行。特别是，将在图像分离部12F中生成的3D血管区域图像设为体绘制处理的对象。

另外，在将从X射线CT装置18、MRI装置19、以及PACS 20等其他医用系统经由医院内网络17取得的3D图像作为对象而执行体绘制处理的情况下，作为事先准备而以人体构造等为基准进行3D非血管区域图像相对于X射线透视图像的位置配合。并且，使用3D非血管区域图像的位置配合信息，对在图像分离部12F中生成的3D血管区域图像相对于X射线透视图像的位置偏差进行校正。

位置偏差量辨认部12H具有以下功能：从时间序列的多个帧的X射线透视图像依次检测导管或导丝(guide wire)等设备的位置，基于设备的位置来辨认根据3D血管区域图像而生成的体绘制图像和X射线透视图像之间的位置偏差量。

根据3D血管区域图像而生成的体绘制图像用于通过与X射线透视图像之间的合成而生成路线图图像。路线图图像主要是为了将导管引导至目的位置而参照的图像。在通过拍摄系统2而以非造影的方式收集被插入有设备的被检体O的X射线图像的情况下，由于设备被描绘出，因此能够被视觉辨认，但不能视觉辨认血管。因此，通过以非造影的方式拍摄到的X射线透视图像和描绘出血管的体绘制图像的合成，生成描绘出设备和血管双方的3D路线图图像。

但是，有时由于被检体O的运动而在成为合成对象的X射线透视图像与体绘制图像之间产生位置偏差。特别是，有时X射线图像包含被检体O的腹部，在被依次收集的X射线图像中，因被检体O的呼吸性运动的影响而被插入至被检体O的导管或导丝等设备的位置依次变化。因此，在位置偏差量辨认部12H中，基于设备的位置，来求取用于校正在体绘制图像和X射线透视图像之间的位置偏差的位置校正量。也就是说，位置偏差量辨认部12H具有作为位置校正量取得部的功能，该位置校正量取得部基于从被插入有设备的被检体O的X射线图像中依次检测到的设备的位置，来求取位置校正量。

进而，在位置偏差量辨认部12H中，具备从3D非血管区域图像以及X射线透视图像分别检测被检体O的骨等构造物的位置，基于所检测到的构造物的位置而将在3D非血管区域图像和X射线透视图像之间的位置偏差量辨认为位置校正量的功能。通过该功能能够求取如上述那样的从MRI装置19以及PACS 20等其他医用系统经由医院内网络17取得的3D图像相对于X射线透视图像的位置偏差量。

另外，由于体绘制图像基于从3D图像分离的3D血管区域图像而生成，所以也能够将基于被检体O的人体构造的位置而求取的在3D非血管区域图像和X射线透视图像之间的位置偏差量作为在体绘制图像和X射线透视图像之间的位置偏差量来进行处理。

此外，也可以生成2D路线图图像来代替3D路线图图像。此时，能够将2D血管图像作为2D路线图图像的原始数据。在2D路线图图像的生成中，能够使用数字减影血管造影(DSA：Digital Subtraction Angiography)图像等任意的血管图像。在路线图图像的生成中，只要描绘出血管即可，能够使用任意的血管图像，在此，作为用于生成路线图图像的血管图像，以使用血管区域的体绘制图像的情况为例进行说明。

位置偏差校正部12I具有基于在位置偏差量辨认部12H中辨认出的体绘制图像和作为X射线图像的一例的实时X射线透视图像之间的位置偏差量，校正在体绘制图像和实时X射线透视图像之间的位置偏差的功能。换言之，位置偏差校正部12I具有作为位置校正部的功能，该位置校正部基于位置偏差量辨认部12H中求取的位置校正量，依次进行描绘出成为设备的插入对象的血管且在实时X射线透视图像被收集前生成的血管图像和实时X射线透视图像之间的位置校正。

通过使体绘制图像以及实时X射线透视图像的至少一方在空间上偏移以使位置偏差量消除的处理，能够进行体绘制图像和实时X射线透视图像之间的位置偏差校正。

在与实时X射线透视图像的位置配合而使体绘制图像的位置偏移的情况下，不需要变换实时X射线透视图像中包含的导管或导丝等设备的信息。因此，存在导管或导丝等设备的信息不会恶化的优点。另一方面，在与体绘制图像的位置配合而使实时X射线透视图像或其处理图像偏移的情况下，导管或导丝等设备的上下移动几乎消失。因此，存在易于追踪导管或导丝等设备的运动的优点。

以后，以通过与实时X射线透视图像的位置配合而使体绘制图像的位置偏移来进行位置偏差校正的情况为例进行说明。

此外，在位置偏差校正部12I中，还进行成为上述的体绘制处理的对象的3D血管区域图像的位置偏差校正。在3D血管区域图像的位置偏差校正中，能够使用基于被检体O的人体构造的位置而求取的在3D非血管区域图像和X射线透视图像之间的位置偏差量。该处理在开始上述的体绘制图像和实时X射线透视图像之间的位置偏差校正之前，作为其事先准备而进行。

图像合成部12J具有通过将实时X射线透视图像和位置偏差校正后的体绘制图像进行合成而生成描绘出设备和血管双方的3D路线图图像的功能。所生成的3D路线图图像能够实时地显示在控制台5的显示装置上。此外，所生成的3D路线图图像还能够实时地显示在数据处理系统4的显示装置14上。从而，图像合成部12J具有作为显示图像生成部的功能，该显示图像生成部基于位置校正后的实时X射线透视图像以及血管图像而生成描绘出设备以及血管的显示图像(实时X射线透视图像和血管图像的合成图像)。此外，控制台5的显示装置或数据处理系统4的显示装置14具有作为显示部的功能，该显示部显示作为使3D血管图像与实时X射线透视图像重叠而成的3D路线图图像的显示图像。

另外，也可以是，代替对位置校正后的实时X射线透视图像进行合成，而对通过实时X射线透视图像和事先收集到的X射线透视图像之间的减影处理而得到的图像进行合成。根据该减影图像，人体构造几乎消失，所以仅导管或导丝的运动信息被提取到减影图像中。从而能够清楚地掌握导管或导丝与血管之间的位置关系。

3D图像存储器12K是用于存储在X射线诊断装置1中生成或取得的3D X射线图像、3D非血管区域图像、3D血管区域图像、体绘制图像、3D路线图图像、3D X射线CTA图像、3DMRA图像等3D图像的存储装置。

接着说明X射线诊断装置1的动作以及作用。

图2是表示图1所示的X射线诊断装置1的动作的流程图。

首先，在步骤S1中，执行成为介入(intervention)的对象的患者信息以及检查信息向X射线诊断装置1的注册。具体而言，通过控制台5的操作而将患者名或患者ID等患者信息以及检查程序或检查日等检查信息输入至X射线诊断装置1。若准备完成，则医师能够开始介入。具体而言，将头部等的作为目的的血管内的位置作为目标而向患者插入导管。

接着，在步骤S2中，通过图像分离部12F判定是否存在与过去的同一患者对应且在呼气或吸气的定时由其他医用设备收集到的3D X射线CTA图像或3D MRA图像等3D血管图像。另外，也可以是，在从控制台5向X射线诊断装置1输入了3D血管图像的检索指示的情况下，图像分离部12F判定为存在过去的3D血管图像。

在存在由其他医用设备收集到的3D血管图像的情况下，在步骤S3中，由其他用设备收集到的3D血管图像经由医院内网络17而被取入到X射线诊断装置1。具体而言，参照被输入至X射线诊断装置1的患者信息以及检查信息，与过去的同一患者对应的3D X射线CTA图像或3D MRA图像等3D血管图像从X射线CT装置18或MRI装置19等其他医用设备或PACS 20经由医院内网络17而被取入到X射线诊断装置1。

另一方面，在不存在CTA图像或MRA图像等3D血管图像的情况下，在步骤S4中，通过X射线诊断装置1在呼气或吸气的定时拍摄3D X射线血管造影图像。

具体而言，在控制系统3的控制下，造影剂注入装置15进行动作，向被检体O注入造影剂。并且，若从造影剂的注入开始经过预先设定的时间，则在控制系统3的控制下，拍摄系统2依次移动至规定的位置，朝向在诊视床10上放置的被检体O从X射线管6辐射X射线。并且，通过X射线检测器7，将从多个方向透过了被检体O的X射线作为X射线投影数据加以收集。通过X射线检测器7收集到的X射线投影数据作为X射线血管造影图像而通过A/D变换器11输出至医用图像处理装置12。

这样，3D重构部12E通过对于与不同的拍摄方向对应的多个2D X射线造影图像的图像重构处理，生成包含血管的被检体O的3D X射线血管造影图像。

接着，在步骤S5中，图像分离部12F将呼气状态或吸气状态下的3D血管图像自动地分离为由血管以外的3D区域构成的3D非血管区域图像和由血管占据的3D区域构成的3D血管区域图像。图像的分离能够通过任意的轮廓提取处理而进行。作为典型的轮廓提取处理，可列举基于像素值的2值化处理或阈值处理。

例如，若是CTA图像，则能够通过基于CT值的阈值处理而将3D血管图像分离为3D非血管区域图像和3D血管区域图像。更具体而言，能够提取CT值成为400至800之间的像素区域作为3D血管区域图像。另一方面，能够将其他像素区域设为3D非血管区域图像。

在图像分离部12F中生成的3D血管区域图像以及3D非血管区域图像被保存至3D图像存储器12K。

在介入中，有时由于血管内的分支而难以将导管插入至目标位置。在这样的情况下，若完成呼气状态或吸气状态下的对3D血管图像的血管部和非血管部的分离，则能够开始3D路线图图像的拍摄，使得能够掌握血管的分支部分的形状，从而容易地插入导管。

在拍摄3D路线图图像的情况下，例如通过按下在控制台5中显示的电子键，指示3D路线图图像的生成。能够通过X射线透视图像和3D血管区域图像的合成来生成3D路线图图像。从而，若3D路线图图像的生成被指示，则在3D图像存储器12K中保存的3D血管区域图像被读出而用于3D路线图图像的生成。

另外，在3D图像存储器12K中保存有与多次检查对应的多个3D血管区域图像的情况下，选择用于3D路线图图像的生成的3D血管区域图像。例如，能够将多个3D血管区域图像作为缩略图而缩小显示在控制台5中，通过控制台5的操作而由用户进行选择。

若用于3D路线图图像的生成的3D血管区域图像被选择，则在步骤S6中，3D图像处理部12G对所选择的3D血管区域图像实施将光源相对于血管的相对位置设为X射线管6相对于血管的相对位置的体绘制处理。由此，生成血管的体绘制图像，该血管的体绘制图像对应于仿佛由X射线诊断装置1进行了拍摄那样的观察角度。即，在假设由X射线诊断装置1进行了拍摄的情况下，生成成为X射线的照射方向的方向成为视线方向的血管的体绘制图像。并且，能够将所生成的体绘制图像设为3D路线图图像的原始数据。

接着在步骤S7中，开始将X射线的剂量设为比较低的剂量的X射线透视图像的实时收集。即，将用于3D路线图图像的生成的X射线透视图像作为实时图像而实时收集。对成为X射线透视拍摄的对象的被检体O，通常投放部分麻醉。因此，能够根据医师的指示而使呼吸稳定。此外，即使在对被检体O投放了全身麻醉的情况下，呼吸也必然成为稳定状态。

并且，在呼气或吸气的所有定时，依次收集X射线透视图像。其中，用于生成3D路线图图像的成为合成对象的X射线透视图像的呼吸时相和体绘制图像的呼吸时相不一定一致。因此，由于呼吸性运动而在X射线透视图像与体绘制图像之间产生位置偏差。

因此，在用于生成3D路线图图像的合成处理之前，先进行在X射线透视图像与体绘制图像之间的位置偏差校正。因此，被实时收集到的时间序列的X射线透视图像依次被提供给位置偏差量辨认部12H。另外，由于X射线透视图像是以非造影的方式收集的，所以成为如下图像：虽然描绘有被插入至血管的导丝或导管等设备，但血管本身难以视觉辨认。

接着在步骤S8中，位置偏差量辨认部12H从X射线透视图像提取设备。设备的提取能够通过任意的图像处理或图像识别处理来进行。例如，能够通过对X射线透视图像的像素值进行的阈值处理来检测连续的线状的区域。并且，若所检测到的线状的区域的长度为规定的长度以上，则能够将线状的区域判定为导丝以及导管占据的区域。

作为其他的方法，可列举出从掩模(mask)图像与X射线透视图像之间的减影图像检测设备的方法。具体而言，在3D路线图图像的生成被指示之后在能够覆盖呼吸周期1周期量左右的一定期间、例如2秒左右，收集X射线透视图像作为掩模图像。此外，决定操作规则以使得在收集掩模图像后进行设备的操作。

这样，能够忽略与2秒左右的规定的期间对应且由医师的操作引起的设备的移动，另一方面，能够准备由于呼吸性运动而拍摄对象的位置变动的时间序列的多个帧的掩模图像。接着，在收集掩模图像后依次实时收集的X射线透视图像与掩模图像之间依次执行减影处理。由此，生成与规定的期间对应的多个帧的减影图像。

这样，在各减影图像中被描绘的是，由于设备的移动以及呼吸性运动而产生了位置偏差的部分。其中，由于呼吸性运动所引起的位置偏差而产生的图像信号的强度与由于设备的移动而产生的图像信号的强度相比压倒性地更大。从而，能够视为，在像素值的合计最小的减影图像的生成中使用的掩模图像的呼吸相位与在收集掩模图像后依次实时收集的X射线透视图像的呼吸相位大致一致。

因此，能够将像素值的合计最小的减影图像作为对象而提取与设备对应的线状区域。具体而言，能够利用通过对像素值进行的阈值处理而提取线状区域的区域提取处理或消除宽度超过阈值的区域的处理，来提取与设备对应的线状区域。

若从时间序列的多个帧的X射线透视图像中检测设备，则由于被检体O的呼吸而设备的位置在时间上沿被检体O的体轴方向往复移动。因此，在步骤S9中，位置偏差量辨认部12H辨认3D血管区域图像的与呼吸时相相对应的设备的位置作为基准位置。

例如，在3D血管区域图像在呼气状态下被收集的情况下，辨认呼气状态下的设备的位置、即设备的位置处于被检体O的最头顶侧的位置作为设备的基准位置。相反，在3D血管区域图像在吸气状态下被收集的情况下，辨认吸气状态下的设备的位置、即设备的位置处于被检体O的最下肢侧的位置作为设备的基准位置。

若设备的基准位置被辨认，则能够基于设备的位置，实时地进行在X射线透视图像与体绘制图像之间的位置偏差校正。因此，在步骤S10中，位置偏差量辨认部12H依次算出时间序列的X射线透视图像与体绘制图像之间的位置偏差量。

图3是说明基于设备的位置偏差量的第一算出方法的图。

在图3中，纵轴方向表示被检体O的体轴方向。被检体O的体轴方向大致成为横隔膜的移动方向。因此，在X射线透视拍摄中被检体O存在呼吸性运动的情况下，若从时间序列的多个帧的X射线透视图像中检测导丝或导管等线状的设备，则设备在被检体O的体轴方向上往复移动。

因此，若图示设备的轨迹则如图3所示。在图3所示的例子中，图示了从与呼气的呼吸相位对应的第N帧的设备位置至与吸气的呼吸相位对应的第N+M帧的设备位置为止的M-1帧量的设备位置。在体绘制图像与呼气相位对应的情况下，能够将在被检体O的头尾方向上成为最上方的与呼气的呼吸相位对应的第N帧的设备位置辨认为与呼气对应的设备的基准位置。相反，在体绘制图像与吸气相位对应的情况下，能够将在被检体O的头尾方向上成为最下方的与吸气的呼吸相位对应的第N+M帧的设备位置辨认为与吸气对应的设备的基准位置。

若设备的基准位置被辨认，则能够分别计算从时间序列的多个帧的X射线透视图像依次检测的设备位置离基准位置的偏差量，作为各X射线透视图像的位置偏差量。设备位置成为非直线状的线状区域。从而，设备位置的移动量能够通过各种方法来计算。

例如，由于呼吸性运动能够视为在被检体O的体轴方向上产生，所以能够算出设备的各位置离基准位置的距离作为被检体O的体轴方向上的距离。也就是说，位置偏差量辨认部12H能够检测被检体O的体轴方向上的设备的位置，基于被检体O的体轴方向上的设备的位置来求取呼吸性运动的位置校正用的位置校正量。此时，能够将位置偏差量的算出处理设为1维的计算。此外，位置偏差量辨认部12H还能够设为仅检测被检体O的体轴方向上的设备的位置。

作为更简易的方法，能够将设备占据的非直线状的线状区域的最下点或最上点等的峰位置看作设备的代表位置，简单地作为峰位置的体轴方向上的移动量而计算设备的位置离基准位置的偏移量。或者，也可以分别求取设备占据的非直线状的线状区域上的多个点的体轴方向上的移动量，将多个点的各移动量的平均值看作设备的位置离基准位置的偏移量。

作为其他的方法，也可以将看作与被检体O的体轴方向垂直的直线的直线区域从设备占据的线状区域切出，将切出的直线区域在体轴方向上的移动量看作设备的偏移量。这种情况下，花费处理时间，但具有能够辨认出误差少且稳定的偏移量的优点。

作为再其他的方法，可列举出如下的方法：定义2D坐标系(x,y)，用函数f(x,y)表示设备的基准位置，用函数g(x,y)表示从被实时收集的X射线透视图像依次检测出的设备位置，基于函数f(x,y)和函数g(x,y)的互相关函数的值，来计算设备的各位置离基准位置的偏移量。即，能够使从X射线透视图像依次检测出的设备的位置g(x,y)向被检体O的体轴方向偏移，将函数f(x,y)和函数g(x,y)的互相关函数的值成为最大时的偏移量视为设备的各位置离基准位置的偏移量。

以上那样，位置偏差量辨认部12H能够检测与时间序列的多个帧的X射线图像对应的设备的多个位置，基于设备的多个位置间的相对距离来求取位置校正量。

图4是说明基于设备的位置偏差量的第二算出方法的图。

在图4中纵轴方向表示被检体O的体轴方向。与图3所示的例子相同，如图4所示，能够从被实时收集的多个帧(N帧、N+1帧、N+2帧、……、N+M-1帧、N+M帧)的X射线透视图像中依次检测设备占据的线状区域。

另一方面，成为设备的插入对象的血管被描绘在体绘制图像中。因此，能够将与呼气相位或吸气相位对应的体绘制图像中描绘出的关注血管设为与呼气相位或吸气相位对应的设备的基准位置。并且，能够将从X射线透视图像依次检测的设备的位置与在体绘制图像中描绘出的关注血管的位置之间的偏差量，视为X射线透视图像与体绘制图像之间的位置偏差量。

这种情况下，在被检体O的体轴方向上限定朝向地计算关注血管的位置与设备的位置之间的距离，这样也会带来处理的简易化。另外，如下方法是实用的，即，一边使表示设备的位置的函数向被检体O的体轴方向偏移一边在与体绘制图像之间进行互相关运算，将表示呈现最大相关时的设备的位置的函数的偏移量，视为关注血管的位置与设备的位置之间的距离。

以上那样，位置偏差量辨认部12H能够检测与时间序列的多个帧的X射线图像对应的设备的多个位置，基于设备的多个位置和与血管图像中描绘出的设备对应的血管的位置之间的相对距离来求取位置校正量。此时，由于设备的位置没有用作基准位置，所以不需要步骤S9中的设备的基准位置的辨认。换言之，在体绘制图像中描绘出的关注血管的位置成为基准位置。

相反，在步骤S9中，也可以使表示设备的位置的函数向被检体O的体轴方向偏移，将表示设备的位置的函数与体绘制图像的互相关函数的值成为最大时的设备的位置设为设备的基准位置。这种情况下，在步骤S10中，能够作为设备的基准位置与从X射线透视图像依次检测的设备的位置之间的距离来辨认位置偏差量。

也就是说，还能够基于至少一个设备的位置和与血管图像中描绘出的设备对应的血管的位置之间的相对距离、以及设备的多个位置间的相对距离双方，来求取位置校正量。

图5是说明基于设备的位置偏差量的第三算出方法的图。

在图5中，横轴表示时间t，纵轴表示与呼吸相位对应的被检体O的体轴方向上的设备的位置x。若连续收集多个帧的X射线透视图像来检测被检体O的体轴方向上的设备的位置x，则能够取得如图5所示那样的表示设备的位置x的时间变化x(t)的周期曲线。

这样，能够基于至过去的时刻t1为止的设备的各位置x(t)(t≤t1)来预测在将来的时刻t2的设备的位置x(t2)。作为预测方法，例如，可列举通过对过去的多个设备的位置x(t)(t≤t1)进行的曲线拟合来求取周期函数，基于周期函数求取与将来的任意的时刻t2对应的设备的位置x(t2)的方法。或者，通过对过去的多个设备的位置x(t)(t≤t1)进行的曲线拟合来求取表示过去的设备的位置x(t)(t≤t1)的时间变化x(t)的曲线，根据所求取的曲线的外推来求取与将来的时刻t2对应的设备的位置x(t2)。

并且，基于所预测出的与将来的时刻t2对应的设备的位置x(t2)，求取X射线透视图像与体绘制图像之间的位置偏差量作为位置校正量。

另外，无论在如使用图3所说明那样的作为设备离基准位置的变动量而求取位置偏差量的情况、还是在如使用图4所说明那样的作为在体绘制图像中描绘出的关注血管和设备的位置之间的距离而求取位置偏差量的情况的哪个中，都能够使用所预测出的将来的设备的位置来求取位置偏差量。

也就是说，位置偏差量辨认部12H能够基于从过去收集到的多个帧的X射线图像中检测到的设备的各位置，来预测将来的设备的位置，基于所预测出的将来的设备的位置来求取位置校正量。

若通过以上那样的方法由位置偏差量辨认部12H辨认位置偏差量，则在步骤S11中，位置偏差校正部12I基于辨认出的位置偏差量，来执行体绘制图像的位置偏差校正。具体而言，体绘制图像的空间位置被偏移，使得在体绘制图像与被实时收集的时间序列的X射线透视图像之间的位置偏差量被消除。

接着在步骤S12中，图像合成部12J将位置偏差校正后的体绘制图像与时间序列的X射线透视图像依次合成。由此，时间序列的多个帧的3D路线图图像依次被生成。所生成的3D路线图图像经由D/A变换器13被输出至显示装置14。

图6是将伴随位置偏差校正而生成的3D路线图图像与不进行位置偏差校正而生成的3D路线图图像相比而示出的图。

图6(A)表示不进行位置偏差校正而生成的3D路线图图像，图6(B)表示伴随位置偏差校正而生成的3D路线图图像。若不进行体绘制图像的位置偏差校正而与X射线透视图像合成，则如图6(A)所示那样受到呼吸性运动的影响而生成插入有设备的血管与设备的位置错位的3D路线图图像。

与此相对，若进行体绘制图像的位置偏差校正而与X射线透视图像合成，则即使有呼吸性运动也能够如图6(B)所示那样生成在成为插入对象的血管上描绘出设备的、没有位置偏差的3D路线图图像。

因此，作为用户的医师能够参照在显示装置14上显示的3D路线图图像来进行导管的操作。即，能够一边被描绘为体绘制图像的血管作为引导来对设备进行视觉辨认，一边使导管朝向目的位置前进。

若成为导管的操作特别困难的状况，则有时用户对作为患者的被检体O指示屏住呼吸以使呼吸相位成为被指定的相位。具体而言，用户对被检体O指示屏住呼吸，使得再现与作为体绘制图像的原始数据而收集到的3D血管图像对应的呼吸相位。因此，被检体O的呼吸相位成为与3D血管图像的呼吸相位对应的呼气相位或吸气相位。

此时，成为能够忽略呼吸性运动的程度。因此，用户能够通过控制台5的操作，将如上述那样的对于呼吸性运动的自动位置校正功能切换为关。即，从控制台5向医用图像处理装置12输入将自动位置校正功能切换为关的指示。或者，还能够切换为对于非呼吸性运动的自动位置校正功能。此时，从控制台5向医用图像处理装置12输入将自动位置校正功能切换为关且将对于非呼吸性运动的自动位置校正功能切换为开的指示。

在从控制台5输入了无论对于呼吸性运动的自动位置校正功能还是对于非呼吸性运动的自动位置校正功能的哪个都设为关的指示的情况下，在步骤S13以及步骤S14的各判定中，医用图像处理装置12分别判定为“是”。

此时，在步骤S15中开始不进行体绘制图像的位置偏差校正而生成3D路线图图像的模式。即，跳过步骤S8至步骤S11的设备的位置的检测、基准位置的辨认、位置偏差量的算出、以及体绘制图像的位置偏差校正，来生成3D路线图图像。

也就是说，在从作为输入装置的控制台5输入了指示信息的情况下，图像合成部12J基于没有进行位置校正的X射线图像以及血管图像，来生成描绘出设备以及血管的路线图图像作为显示图像。

特别是，在被检体O正在屏住呼吸的情况下，基本没有设备的运动。因此，不进行该自动位置校正的模式在设备的准确操作很重要的情况下是有用的。

另一方面，在从控制台5输入了将对于非呼吸性运动的自动位置校正功能设为开的指示的情况下，医用图像处理装置12在步骤S13的判定中判定为“是”，但在步骤S14的判定中判定为“否”。

在这种情况下，在步骤S16中位置偏差校正的方向从单方向被切换为2方向以及角度方向。即，执行被检体O的体轴方向、与体轴方向垂直的方向以及角度方向上的体绘制图像的位置偏差校正。换言之，位置偏差量辨认部12H求取基于被检体O的体轴方向、与体轴方向垂直的方向以及角度方向上的、非呼吸性运动的位置校正用的位置校正量。

被检体O的体轴方向、与体轴方向垂直的方向以及角度方向的位置偏差校正所需的位置偏差量能够例如通过将在步骤S5中取得的3D非血管区域图像的2D投影与被实时收集的X射线透视图像进行比较来求取。

更具体而言，能够从3D非血管区域图像的投影数据以及被实时收集的X射线透视图像双方分别提取能够通过轮廓提取处理而容易地提取轮廓的骨等构造物的轮廓。这样，通过使3D非血管区域图像的2D投影以及X射线透视图像的至少一方旋转移动以及平行移动，以使表示所提取到的两个轮廓间的位置偏差量的最小二乘误差等的指标变小，从而能够求取3D非血管区域图像与X射线透视图像之间的2方向以及角度方向的位置偏差量作为旋转移动量以及平行移动量。

基于与用于生成3D非血管区域图像的原始数据相同的3D血管图像中分离出的3D血管区域图像，生成成为位置偏差校正的对象的体绘制图像。因此，3D非血管区域图像和X射线透视图像之间的2方向以及角度方向的位置偏差量相当于体绘制图像相对于X射线透视图像的位置偏差量。

另外，关于被检体O的体轴方向上的体绘制图像的位置偏差量，还能够通过步骤S8至步骤S10的设备的位置的检测、基准位置的辨认、以及位置偏差量的算出而求取。此外，也可以通过步骤S8至步骤S10的设备的位置的检测、基准位置的辨认、以及位置偏差量的算出，来求取2方向以及角度方向上的位置偏差量。

并且，针对被检体O的体轴方向、与体轴方向垂直的方向以及旋转方向的全部，执行体绘制图像的位置偏差校正。

像这样，在进行对于非呼吸性运动的位置校正的情况下，在位置偏差量辨认部12H中，不一定通过检测设备的位置，还能够通过检测骨等人体构造的位置来求取位置校正量。并且，在位置偏差校正部12I中，能够使用被检体O的体轴方向、与体轴方向垂直的方向以及角度方向上的位置校正量，来进行对于体绘制图像的非呼吸性运动的位置校正。

此外，在没有从控制台5输入将对于呼吸性运动的自动位置校正功能设为关的指示的情况下，医用图像处理装置12在步骤S13的判定中判定为“否”。

因此，在步骤S17中继续进行将体绘制图像的位置偏差的校正方向限定为被检体O的体轴方向的、对于呼吸性运动的自动位置校正。即，继续进行步骤S8至步骤S12的处理。并且，通过被检体O的体轴方向上的位置校正后的体绘制图像以及X射线透视图像的合成处理，而生成3D路线图图像。

并且，若从控制台5输入拍摄结束的指示，则在步骤S18的判定中医用图像处理装置12判定为“是”，X射线拍摄结束。另一方面，在没有结束拍摄的情况下，能够切换对于呼吸性运动的自动位置校正模式、对于非呼吸性运动的自动位置校正模式、以及不进行自动位置校正的模式，来继续进行路线图图像的拍摄。

另外，对于呼吸性运动的自动位置校正模式、对于非呼吸性运动的自动位置校正模式、以及不进行自动位置校正的模式的切换不限于控制台5的操作，也可以根据拍摄协议的选择信息等拍摄条件来自动地进行。

像这样，位置偏差量辨认部12H能够根据从输入装置输入的指示信息或拍摄条件，来切换执行基于根据被检体O的体轴方向上的设备的位置而求取的位置校正量的呼吸性运动的位置校正、和基于根据被检体O的体轴方向以及与体轴方向不同的方向上的设备的位置而求取的位置校正量的非呼吸性运动的位置校正。

同样，位置偏差量辨认部12H还能够根据从输入装置输入的指示信息或拍摄条件，来切换执行基于根据被检体O的体轴方向上的设备的位置而求取的位置校正量的呼吸性运动的位置校正、和基于根据被检体O的构造物的位置而求取的位置校正量的非呼吸性运动的位置校正。

也就是说，如以上那样的X射线诊断装置1能够基于从X射线透视图像检测到的设备的位置的变化，进行用于路线图图像的生成而合成的X射线透视图像和血管图像之间的位置偏差校正。

因此，根据X射线诊断装置1，即使是如腹部那样存在呼吸性运动的部位的拍摄中，也能够生成路线图图像。特别是，关于腹部的拍摄，存在3D路线图图像中能够变更观察方向、放大率、以及观察位置等显示参数地进行显示且能够3维地掌握血管的形态这样的优点，但是尽管有以上优点，由于在腹部的拍摄中存在呼吸性运动，所以以往并没有被应用。

此外，作为校正呼吸性运动的位置偏差的方法，还考虑基于横隔膜的位置变化的校正方法。但是，在伴随被插入腹部血管的导管的操作的腹部拍摄中，横隔膜整体无法进入拍摄视野(FOV：field of view)内的情况较多。因此，不能进行基于横隔膜的位置变化的呼吸性运动校正的情况较多。

与此相对，根据X射线诊断装置1，能够基于设备的位置来进行呼吸性运动校正。因此，即使在横隔膜整体无法进入FOV内那样的腹部的拍摄中，也能够进行呼吸性运动校正。其结果，能够生成路线图图像，能够有效地进行导管的引导。

以上，记载了特定的实施方式，但所记载的实施方式不过是一例，并不用来限定发明的范围。此处记载的新的方法以及装置能够通过各种其他方式来实物化。此外，在此处记载的方法以及装置的方式中，能够在不脱离发明主旨的范围内进行各种省略、置换、以及变更。所附加的权利要求书及其等价物包含于发明的范围以及主旨内，包含这样的各种方式以及变形例。

例如，在上述的实施方式中，说明了基于设备的位置来辨认位置校正量的情况，但也可以代替设备而基于在骨等在X射线透视图像中描绘出的不移动的物体的位置，来辨认位置校正量。

Claims (11)

1.一种X射线诊断装置，其中，具有：

位置校正量取得部，基于从被插入有设备的被检体的X射线图像中依次检测出的所述设备的位置，来求取位置校正量；

位置校正部，基于所述位置校正量，依次进行描绘有成为所述设备的插入对象的血管且在所述X射线图像被收集前生成的血管图像与所述X射线图像之间的位置校正；以及

显示图像生成部，基于所述位置校正后的所述X射线图像以及所述血管图像，生成描绘有所述设备以及所述血管的显示图像。

2.如权利要求1所述的X射线诊断装置，其中，

还具备显示部，所述显示部显示所述显示图像，

所述血管图像是3维的图像，

所述显示图像是使所述血管图像与所述X射线图像重叠而成的3维的路线图图像。

3.如权利要求1或2所述的X射线诊断装置，其中，

所述X射线图像包含所述被检体的腹部，

在被依次收集的所述X射线图像中，由于所述被检体的呼吸性运动的影响而所述设备的所述位置依次变化。

4.如权利要求1或2所述的X射线诊断装置，其中，

所述位置校正量取得部构成为，检测与时间序列的多个帧的X射线图像对应的所述设备的多个位置，基于所述设备在所述多个位置之间的相对距离，来求取所述位置校正量。

5.如权利要求1或2所述的X射线诊断装置，其中，

所述位置校正量取得部构成为，检测与时间序列的多个帧的X射线图像对应的所述设备的多个位置，基于所述设备的所述多个位置与在所述血管图像中描绘出的与所述设备对应的血管的位置之间的相对距离，来求取所述位置校正量。

6.如权利要求1或2所述的X射线诊断装置，其中，

所述位置校正量取得部构成为，检测所述被检体的体轴方向上的所述设备的位置，基于所述被检体的体轴方向上的所述设备的位置，来求取呼吸性运动的位置校正用的位置校正量。

7.如权利要求1或2所述的X射线诊断装置，其中，

所述位置校正量取得部构成为，求取所述被检体的体轴方向、与所述体轴方向垂直的方向以及角度方向上的非呼吸性运动的位置校正用的位置校正量。

8.如权利要求1或2所述的X射线诊断装置，其中，

所述位置校正部构成为，根据从输入装置输入的指示信息或拍摄条件来切换执行呼吸性运动的位置校正和非呼吸性运动的位置校正，所述呼吸性运动的位置校正基于根据所述被检体的体轴方向上的所述设备的位置而求取的位置校正量来进行，所述非呼吸性运动的位置校正基于根据所述被检体的骨的位置而求取的位置校正量来进行。

9.如权利要求1或2所述的X射线诊断装置，其中，

所述显示图像生成部构成为，在从输入装置输入了指示信息的情况下，基于没有进行所述位置校正的所述X射线图像以及所述血管图像，来生成描绘有所述设备以及所述血管的显示图像。

10.如权利要求1或2所述的X射线诊断装置，其中，

所述位置校正量取得部构成为，基于从过去收集到的多个帧的X射线图像中检测到的所述设备的各位置，来预测将来的所述设备的位置，基于所预测出的所述将来的所述设备的位置，来求取所述位置校正量。

11.如权利要求6所述的X射线诊断装置，其中，

所述位置校正量取得部仅检测所述体轴方向上的所述设备的位置。