JP2001101392A - 画像を自動的にレジストレーションする方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 ２次元ディジタル・サブトラクテッド血管造
影画像を回転血管造影シーケンスから再構成された３次
元画像に関するデータと比較することにより、２次元と
３次元の血管造影画像を自動的にレジストレーションす
る方法を提供すること。 【解決手段】 この回転血管造影シーケンスにおいて
は、画像内の歪み領域が評価され、円錐投影マトリック
スが評価され、かつその歪み領域および円錐投影マトリ
ックスに基づく初期レジストレーションと完全なレジス
トレーションとの間の差に等しい空間的固定変換に対す
る近似が行われる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は画像処理の分野に関
し、詳細には２次元および３次元放射線画像の分野に関
する。

【０００２】

【従来の技術】周知のように、放射線装置は、Ｘ線管な
どの放出手段と、この放出を受け取る手段とを備える。
この受け取り手段としては、半導体検出器、シンチレー
タあるいはＣＣＤタイプのビデオ・カメラなどである。

【０００３】Ｘ線の放出手段および受け取り手段は、１
つまたは複数の軸を有する可動システムにより支持され
ており、様々な入射角での撮影が可能である。受け取り
手段は画像処理手段と接続されており、受け取り手段が
収集した一連の２次元画像から３次元画像の作成を可能
にしている。

【０００４】３次元画像と、血管造影部位内でのカテー
テルの配置など、患者がある具体的な処理を受けている
段階で撮影された２次元画像の間で良好な一致が得られ
ることが重要であり、これにより２次元画像内でのカテ
ーテルの動きを追跡することが可能となる。これは３次
元画像内でも同様である。

【０００５】サブトラクテッド血管造影画像を自動的に
レジストレーションする方法は、ＣＡＲＳ’９９で出版
されたＫＥＲＲＩＥＮ、ＬＡＵＮＡＹ、ＢＥＲＧＥＲ、
ＭＡＵＲＩＮＣＯＭＭＥ、ＶＡＩＬＬＡＮＴおよびＰＩ
ＣＡＲＤによる記事「Ｆｕｌｌｙ ａｕｔｏｍａｔｉｃ
３Ｄ／２Ｄ Ｓｕｂｔｒａｃｔｅｄ Ａｎｇｉｏｇｒ
ａｐｈｙ Ｒｅｇｉｓｔｒａｔｉｏｎ」（Ｐｒｏｃｅｅ
ｄｉｎｇｓ ｏｆ ｔｈｅ １３ｔｈ Ｉｎｔｅｒｎａ
ｔｉｏｎａｌ Ｃｏｎｇｒｅｓｓ ａｎｄ Ｅｘｈｉｂ
ｉｔｉｏｎ、Ｐａｒｉｓ、１９９９年６月２３〜２６
日）より周知である。この記事には、脳血管新生の再構
成された３次元画像が多数のサブトラクテッド血管造影
画像から得られること、また介入的神経学（ｉｎｔｅｒ
ｖｅｎｔｉｏｎａｌ ｎｅｕｒｏｌｏｇｙ）において
は、瞬時に撮られた複数の２次元画像上に、再構成され
た３次元ボリュームをレジストレーションすることは有
益であることが指摘されている。

【０００６】介入的放射線学（ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏ
ｎａｌ ｒａｄｉｏｌｏｇｙ）においては、操作者が、
カテーテルが可能な最適な精度で患者の体内に位置して
いることを任意の時点で認識できることが望ましい。現
時点では、操作者はＤＳＡと呼ばれるディジタル・サブ
トラクテッド血管造影画像からこの情報を引き出すこと
ができる。操作者はこのＤＳＡを術前の磁気共鳴像と関
連付けるが、その関連付けは操作者の解剖学的知識に頼
っている。とりわけ、ＤＳＡ画像により極めて高い空間
分解能をもつリアル・タイム撮像が提供される。さら
に、回転血管造影シーケンスによる「３ＤＸＡ」と呼ば
れる血管の３次元再構成もまた、最近使用されている。
回転血管造影シーケンスは、出力上にこの３ＤＸＡ画像
を作成するため、Ｘ線管およびカメラを半周以上高速に
回転させて、断層撮影アルゴリズムの入力上の投影であ
る約５０枚のＤＳＡ画像を撮影する。本技法に関する詳
しい情報は、「Ｌｏｃａｌｉｚａｔｉｏｎ ａｎｄ ３
Ｄ ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｆｒｏｍ ｓｔｅ
ｒｅｏｔａｘｉｃ ａｎｇｉｏｇｒａｍｓ」（Ｎａｔｉ
ｏｎａｌ Ｐｏｌｙｔｅｃｈｎｉｃ Ｉｎｓｔｉｔｕｔ
ｅ ｏｆ Ｌｏｒｒａｉｎｅ、Ｎａｎｃｙ、Ｆｒａｎｃ
ｅ、１９９６）と題するＬＡＵＮＡＹの博士論文を参照
されたい。

【０００７】こうした再構成により血管構造を極めて妥
当に評価することが可能となる。さらに、これらの３次
元画像は、最大強度投影、アイソ・サーフェス、ボリュ
ーム・メルティング、バーチャル内視鏡、さらには再フ
ォーマット断面などの幾つかの視覚化のタイプに従って
リアル・タイムで使用することができる。さらに、これ
らの３次元画像は、操作者の診断に対する支援となる。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】本発明は、レジストレ
ーション方法の改善に関するものである。

【０００９】さらに、本発明は、短い計算時間でミリメ
ートル級あるいはミリメートル以下級の精度をもつレジ
ストレーション方法に関するものである。

【００１０】

【課題を解決するための手段】自動的にレジストレーシ
ョンするこの方法は、２次元と３次元の血管造影画像を
目的とするものであり、２次元ディジタル・サブトラク
テッド血管造影画像を回転血管造影シーケンスから再構
成された３次元画像上のデータと比較することによる。
この回転血管造影シーケンスにおいて、画像内の歪み領
域が評価され、円錐投影マトリックスが評価され、つい
でその歪み領域および円錐投影マトリックスに基づく初
期レジストレーションと完全なレジストレーションとの
間の差に等しい空間的リジッド変換により近似が行われ
る。移動成分と回転成分より構成されるリジッド変換で
は、その回転成分は既知であるとして移動成分による近
似を行い、ディジタル・サブトラクテッド血管造影画像
と再構成された３次元画像データとの相関が最大となる
時点でその最適な変換が達成される。

【００１１】残りのレジストレーション誤差は、撮像手
段の基準座標内で再構成された３次元画像の移動および
回転における位置決め誤差によるものと考えられる。

【００１２】再構成された３次元画像データと２次元デ
ィジタル・サブトラクテッド血管造影画像との間の差
は、修正光束技法により決定されるリジッド変換にひき
続くわずかな変位によるものと見なすことができる。

【００１３】再構成された３次元画像データは、再構成
された３次元画像の最大強度の円錐投影により得られた
２次元画像と関連させることが好ましい。このタイプの
投影では、単一のボクセルと各々のピクセルをリンクさ
せる。所与の瞬間における空間座標のうちの１つの値と
して選択されるボクセルの深度は、投影された各々のピ
クセルに適用することができる。

【００１４】有利な点は、ディジタル・サブトラクテッ
ド血管造影画像の各変位において、再構成された３次元
画像の投影を新たに計算することなく、元の２次元画像
から新たな２次元画像が計算されることである。必要と
なる計算の継続時間は、数時間から１〜２分までかなり
軽減される。

【００１５】本発明の第１の実施の態様では、その初期
レジストレーションは、既知の３次元位置のマーカー・
ユニットにより与えられる。

【００１６】本発明の別の実施の態様では、その初期レ
ジストレーションは、血管造影装置の較正により与えら
れる。

【００１７】したがって、初期レジストレーションから
始めて、ディジタル・サブトラクテッド血管造影画像と
再構成された３次元画像データとの間の相関を最大とす
ることにより、移動の初期誤差を少なくすることができ
る。また、修正光束技法によりレジストレーションを精
査することにより、手術の間、とりわけ介入的神経外科
学または放射線医学（ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌ
ｎｅｕｒｏｓｕｒｇｅｒｙ ｏｒ ｒａｄｉｏｌｏｇ
ｙ）の手術に実際に使用するのに十分な、ミリメートル
級あるいはミリメートル以下級の精度のレジストレーシ
ョン補正を行うことができる。このレジストレーション
のための計算は、たかだか数分（ないしは数十秒）で可
能である。

【００１８】本発明は、具体的には、血管を観察できる
ようにした３次元画像を伴う放射線撮影に適用される。
こうした画像の情報内容はわずかである。

【００１９】

【発明の実施の形態】本発明は、以下に述べる実施の形
態の詳細な説明を検討することによりさらに理解が深め
られるだろう。

【００２０】本発明によりＤＳＡ画像と３ＤＸＡ画像を
マッチングさせることができる。

【００２１】本明細書において「ＤＳＡ画像」とは、取
得したシーケンス内で第Ｎ行までの最大不透明度をもつ
画像のことである。すなわち、結果として得た画像の各
ピクセルはそのシーケンスのＮ枚の第１の画像上、また
は取得シーケンス内の第Ｎ行の画像上にある最小の値を
とる。その画像の第Ｎ行はユーザにより選択されるか、
あるいは取得の率に対して一定の値とする。

【００２２】さらに、３ＤＸＡボリュームは円錐「ＭＩ
Ｐ」（最大強度投影）と呼ばれるビュー（ｖｉｅｗ）に
投影される。３ＤＸＡボリュームの各ボクセルは、その
ボクセルのサイズに等しい半径をもつ球と見なすことが
でき、画像平面に投影される。各ピクセルの最終の値
は、その平面内に投影される最大値となる。このように
して得られた画像は、「ＭＩＰ画像」と記載される。別
法として、各ピクセル内のボクセルの値を加算すること
により円錐投影を使用することも可能である。

【００２３】２つの画像間のレジストレーションは、画
像の歪み領域を評価することにより実施できる。この技
法は、ＫＥＲＲＩＥＮ、ＶＡＩＬＬＡＮＴ、ＬＡＵＮＡ
Ｙ、ＢＥＲＧＥＲ、ＭＡＵＲＩＮＣＯＭＭＥおよびＰＩ
ＣＡＲＤによる記事「Ｍａｃｈｉｎｅ ｐｒｅｃｉｓｉ
ｏｎ ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ｆｏｒ ３Ｄ／２Ｄｄｉ
ｇｉｔａｌ ｓｕｂｔｒａｃｔｅｄ ａｎｇｉｏｇｒａ
ｐｈｙ ｉｍａｇｅｓ ｒｅｇｉｓｔｒａｔｉｏｎ」
（ＳＰＩＥ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ、Ｖｏｌ
ｕｍｅ ３３３８、３９〜４９ページ、１９９８）によ
り知ることができる。

【００２４】画像内の歪み領域の評価後、円錐投影マト
リックスによる評価が行われる。較正を行うと、このマ
トリックスの内因性パラメータを見つけ出すことがで
き、その外因性パラメータを以下に述べるようにして決
定できる。

【００２５】一旦校較正されると、放射線装置は初期レ
ジストレーションを供給する。この初期レジストレーシ
ョンは、３次元空間におけるリジッド変換（回転＋移
動）によって完全レジストレーションとして求められる
レジストレーションとは異なる。リジッド変換は、低振
幅の回転成分をもち、また移動成分は未知と考えること
ができる。

【００２６】初めに、完全に既知である投影マトリック
スの回転成分を考察することにより移動成分が見つけ出
される。その最適位置は、ＤＳＡ画像のＭＩＰ画像に対
するセンター標準化相関が最大となった時点において得
られる。残留レジストレーション誤差は、得られたレジ
ストレーションに対応するカメラ・マークでの３ＤＸＡ
ボリュームの回転および移動の双方の僅かなポジショニ
ング誤差によるものと仮定できる。３ＤＸＡボリューム
は僅かなリジッド変換に従って移動するので、そのＭＩ
Ｐ画像は時刻ｔ₁で得られたと考えられる。時刻ｔ₂で画
像が取得され、ＤＳＡ画像が得られる。現在のＭＩＰ画
像とＤＳＡ画像の間で観察される見かけの動きにより、
求める僅かなリジッド変換に関する情報が与えられる。
この情報は、修正光束技法により引き出される。

【００２７】ＤＳＡ画像Ｉ_dとＭＩＰ画像Ｉ_mの間のセン
ター標準化相関は次式により定義される。

【数１】 上式において、Ｄは両画像に共通の領域、またＩ￣_dお
よびＩ￣_m（本明細書において、￣はその左側の文字の
上に来るべきであるが、そのような処理ができないので
ずらして表示する）はそれぞれ画像Ｉ_dおよびＩ_mの平均
である。ここで、現在のレジストレーションは投影マト
リックスＭにより与えられると考えることができる。移
動Ｄ＝（Ｄ_x、Ｄ_y、Ｄ_z）により、Ｍと異なるあらたな
投影マトリックスＭ’が求められる。そのボリュームを
マトリックスＭに従いかつ移動の後に得られる最終画像
内の座標位置（ｕ’、ｖ’）に投影する。そして、これ
により得られる初期画像内の座標位置（ｕ、ｖ）に投影
される点Ｐを考えることで、次式が得られる。

【数２】

【００２８】次いで、マトリックスＭを、Ｔｏｓｃａｎ
ｉの方法（「Ｓｙｓｔｅｍ ｏｆｃａｌｉｂｒａｔｉｏ
ｎ ａｎｄ ｐｅｒｃｅｐｔｉｏｎ ｏｆ ｍｏｖｅｍ
ｅｎｔ ｉｎ ａｒｔｉｆｉｃｉａｌ ｖｉｓｉｏｎ」
（Ｇ．Ｔｏｓｃａｎｉの博士論文、Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔ
ｅ ｄｅ Ｐａｒｉｓ Ｓｕｄ、Ｏｒｓａｙ、１９８
７））によって標準化し、これにより次式が導かれる。

【数３】

【００２９】この式により移動Ｄ→（本明細書におい
て、→はその左側の文字の上に来るべきであるが、その
ような処理ができないのでずらして表示する）の読み取
りが可能となる。Ｄ_xおよびＤ_yにより初期画像の移動が
生じ、項Ｄ_zによりズームが生じる。画像の左上方の角
を中心にして、次いで画像内の構造の移動を伴わせる。
パラメータへの依存は最適化に有害である。

【００３０】ここで、画像の中心（Ｕ_c、Ｖ_c）に対して
ある拡大率をもつ画像平面に平行な移動（ｄｕ、ｄｖ）
の場合には、次式となる。

【数４】

【００３１】これらのパラメータは独立であり、各々が
より直観的であるという事実のために、相関の最適化に
十分に役立つ。しかし、これらのパラメータはベクトル
Ｄ→と等価ではない。実際、ｓは点Ｐの座標Ｘ、Ｙおよ
びＺによって決まる。したがって、発明者らはｓがその
ボリュームを通して一定であると考えた。すなわち、こ
のボリュームが点であると考えたことと同じ意味であ
る。３ＤＸＡボリュームの再構成は、その焦点距離が例
えば１メートル程度である焦点とその画像平面との中間
に位置する、例えば直径が１５ｃｍの球を占めるものと
推定することができる。この近似は十分なものである。
というのは、得られたマトリックスにより、ｓの変動が
１％程度であることが示されているからである。したが
って、この前提は有効であり、上記の２つの式を確定
し、ベクトルＤ→と３つのパラメータ（ｄｕ、ｄｖ、
Ｇ）の間の全単射（ｂｉｊｅｃｔｉｏｎ）が決定され
る。

【００３２】これら３つのパラメータの最適化の手順は
以下の通りである。・低分解能、例えば６４×６４ピク
セルの網羅的な探索。パラメータの変動の限界は血管造
影装置により設定されるか、あるいは粗い基準による。
これは、２つの画像がその表面の少なくとも４分の１に
わたって重なり合うことである。・パラメータの空間の
マークの各軸に沿った網羅的な探索よりなる最大分解能
探索。探索空間を作成するために修正するパラメータは
一度に１つだけとする。したがって、３つのパラメータ
の場合では、発明者らが行った相関計算は２６回ではな
く、６回のみである。最後に、パラメータＧはその大き
さおよび影響に関してｄｕおよびｄｖと極めて異なるこ
とに留意すべきである。発明者らはパラメータＧの最適
化と、ｄｕおよびｄｖの共通の最適化を交互に行ってい
る。（高分解能をもつ）軸平面で動作するパラメータ
と、（分解能のより低い）これに対する直交方向で影響
を与えるパラメータとは、このようにして区別される。

【００３３】ＤＳＡ画像とＭＩＰ画像の間の相関を最大
にするパラメータの値ｄｕ、ｄｖおよびＧが見つかった
ら、その投影マトリックスＭをこれに従って修正し、３
ＤＸＡボリュームを投影させて新たなＭＩＰ画像を作成
する。この新しい画像はＤＳＡに十分に近いものである
ため、これを利用して光束の計算を行うことができる。
ＭＩＰ画像とＤＳＡ画像との差は、カメラのマークでの
３ＤＸＡボリュームの位置に関する誤差により説明でき
る。この誤差は僅かなリジッド変位に類似したものであ
る。

【００３４】時刻ｔにおける空間位置Ｐ＝（Ｘ、Ｙ、
Ｚ）と、この位置Ｐから、僅かなリジッド変位により移
動した時刻ｔ’の位置Ｐ’＝（Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’）を考
える。僅かなリジッド変位は、回転Ｒ＝Ｒ_AＲ_BＲ
_C（Ａ、ＢおよびＣは３次元基準座標系の基底ベクトル
の周りの回転の角度）と、移動Ｔ→＝（Ｕ、Ｖ、Ｗ）よ
り構成されており、次式が得られる。

【数５】

【００３５】移動が僅かであるという前提において、次
式が得られる。

【数６】

【００３６】カメラの内部基準座標系において、点Ｐは
この画像の座標（ｕ、ｖ）のピクセル上に、次式に従っ
て投影される。

【数７】 ここで、αはそのカメラに関するピクセル・サイズに対
する焦点距離の比である。この式を時間に関して微分
し、前述の式を組み合わせることにより次式が得られ
る。

【数８】

【００３７】１／Ｚの項を除けば、この式は、画像平面
の変換にほぼ対応する。これはＰ’−Ｐを規定している
式の見かけ上の移動による３次元移動の分解能により生
じた問題である。６つのパラメータのうち、解くことが
できるのは５つのパラメータのみである。というのは、
変数Ｚが与える視野内の対象の深度に関しては不確定の
ままだからである。対象が画像平面と平行に移動する
と、２倍の小ささで、光学中心から２倍の近さに位置
し、かつ第１の移動と平行であるが２倍の弱さの移動に
より駆動されるような対象と同じ見かけの移動を生じる
ことになる。しかし、発明者らはＭＩＰタイプの投影を
利用することができる。実際に、この投影により単一の
ボクセルは各ピクセルに連結される。各ピクセルに対し
て、ＭＩＰ投影の計算に関し、発明者らはＺの値として
選択されたボクセルの深さを連結させている。ｕおよび
ｖの導関数を決定する式により、次いで画像内のピクセ
ルの座標を、求められた移動の６つのパラメータと完全
にリンクさせる。

【００３８】決定すべき各ピクセルのｕおよびｖの値が
まだ残っている。光束の前提により、ＤＳＡ画像とＭＩ
Ｐ画像の間の対象の強度は一定である。このことは、２
つの画像が別々の手段により得られ、かつ同じ対象を正
確に表さず、あるケースでは実際の対象であっても、別
のケースでは断層画像再構成であるという意味におい
て、絶対的には守られない。しかし、この考え方に基づ
いて次のように書ける。

【数９】

【００３９】この式を前述の式と組み合わせることによ
り、各ピクセルごとに、移動に関する６つのパラメータ
を考慮した２つの式が得られる。そして、発明者らは６
つの未知数に対して広範に決定するシステムに到達し
た。これら未知数は擬似逆数を決定し最小二乗法で解か
れる。

【００４０】上述の２つの段階はそのボリュームの多数
のＭＩＰ投影に基礎を置いている。これは相関最適化手
順において明白である。

【００４１】修正光束の場合では、その結果は定性的に
は良好であるが、定量的には良好ではない。その移動の
大きさは、その方向が正しい場合であっても極めて過小
評価される。そこで、僅かな残留移動の反復分解能が使
用される。この場合、多数のＭＩＰタイプ投影、すなわ
ち一反復あたり１つの投影が必要となる。

【００４２】現在、３ＤＸＡボリュームの円錐ＭＩＰタ
イプ投影の作成には１秒程度かかる。例えば、サイズが
６４×６４の低分解能画像の場合、低分解能相関の網羅
的計算で必要となる投影の数は、それぞれが３２、３２
および３５に等しいパラメータｄｕ、ｄｖおよびＧの各
値の数の積になる。したがって、３５８４０回の相関計
算を実行する。この結果、ＭＩＰタイプ投影もこの数と
同じになる。１回の投影計算あたり１秒の割合では、そ
の時間は膨大となる。。

【００４３】しかし、式ｕ’およびｖ’を規定する式と
ｕおよびｖを規定する式により、対応する移動のパラメ
ータ（相関ではｄｕ、ｄｖおよびＧ、また光束ではＡ、
Ｂ、Ｃ、Ｕ、ＶおよびＷ）が既知であればそれぞれに画
像平面の変換が規定される。したがって、平行移動また
は僅かなリジッド変位の移動を考慮して、３ＤＸＡボリ
ュームの再投影を経ることなく元のＭＩＰ画像から新た
なＭＩＰ画像を計算することができる。その計算時間は
かなり改善される。

【００４４】修正光束の場合では、画像平面の変換は、
１／Ｚの項のために逆転させることができない。このた
め画像にアーチファクトが生じることになる。しかし、
劣化したゾーン、すなわち変換の及ばないピクセルはそ
の位置を特定することができ、式の組を確定する際にこ
れらのピクセルは排除することができる。

【００４５】したがって、本発明によりＤＳＡ画像と３
ＤＳＸＡボリュームの間で全体を自動的にレジストレー
ションすることが可能となる。定格が２００ＭＨｚのＵ
ｌｔｒａＳｐａｒｃ（登録商標）ステーション上で、試
験を１．５分実施した。基準のレジストレーションは３
次元定位フレームを使用することにより与えることがで
きる。ほぼ垂直に撮影し３ＤＸＡボリュームでレジスト
レーションした２つのＤＳＡ画像を考えると、動脈の分
岐や顕著な湾曲などの具体的構造を目標として、３ＤＸ
Ａボリュームで規定したようにカーソルの位置を再構成
することができる。

【００４６】換言すれば、ＤＳＡ画像の血管のボリュー
ム画像に対するレジストレーションの実施は、血管造影
装置の較正によるか、あるいはマーカーの使用により、
３次元平行移動の評価による初期誤差の低減の実施は、
ＤＳＡ画像とそのボリュームの円錐投影画像、例えばＭ
ＩＰとの間の相関を最大とし、かつレジストレーション
を精査するために修正光束技法を使用することによる。

【００４７】

【発明の効果】したがって、３ＤＸＡボリューム内でカ
テーテルの位置を精密に特定すること、３ＤＸＡボリュ
ーム内で血流を視覚化すること、画像取得の間の血管造
影装置に対する患者の動きを評価すること、並びに患者
の治療に際し３次元定位フレームを使用せずに済むこと
が可能となる。さらに、実行が困難であり、大きな計算
能力を消費し、かつユーザによる結果の照合という手作
業段階が必要となる画像の事前セグメント化（ｐｒｅｓ
ｅｇｍｅｎｔａｔｉｏｎ）の使用を回避することが可能
となる。さらに、セグメント化をすると、誤差、ＤＳＡ
画像内での動脈の重ね合わせ、分岐、動脈の湾曲などの
ためにレジストレーションの結果が阻害され、さらに精
度に影響を及ぼす。画像のベース・データから算出され
た変数を使用することにより、高い精度が達成される。

【００４８】当業者により、本発明の範囲を逸脱するこ
となく、構造および／またはステップおよび／または機
能に関し様々な修正が可能である。

フロントページの続き (72)発明者 ローレン・ローナイ フランス国・78470・サン レミー レ シェブロ・インパッセ デ サルジ・11 (72)発明者 レジ・ヴェイラン フランス国・91140・ヴィレボン シュー ル イヴェット・プレイス ラブレー・３

Claims (7)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 ２次元ディジタル・サブトラクテッド血
   管造影画像と、回転血管造影シーケンスから再構成され
   た３次元画像上のデータとを比較することにより、２次
   元と３次元の血管造影画像を自動的にレジストレーショ
   ンする方法であって、本方法は、 画像内の歪み領域が評価され、円錐投影マトリックスが
   評価され、歪み領域および円錐投影マトリックスに基づ
   く初期レジストレーションと完全なレジストレーション
   との間の差に等しい空間的リジッド変換により近似が行
   われ、 該リジッド変換が移動成分と回転成分とを含み、その回
   転成分を既知とみなして移動成分により近似を行い、 ディジタル・サブトラクテッド血管造影画像と再構成さ
   れた３次元画像データとの相関が最大となる時点でその
   最適な変換が達成される方法。
2. 【請求項２】 残りのレジストレーション誤差が、撮像
   手段のマークでの再構成された３次元画像の移動および
   回転のポジショニング誤差によるものであると仮定する
   請求項１に記載の方法。
3. 【請求項３】 再構成された３次元画像上の前記データ
   と２次元ディジタル・サブトラクテッド血管造影画像と
   の間の差が、修正光束技法により決定されるリジッド変
   換にひき続くわずかな変位によるものとする請求項２に
   記載の方法。
4. 【請求項４】 再構成された３次元画像上の前記データ
   が、最大強度の円錐投影により、あるいは３次元の再構
   成画像のボクセルの値の加算により得られた２次元画像
   より構成されている前記請求項のいずれか一項に記載の
   方法。
5. 【請求項５】 ディジタル・サブトラクテッド血管造影
   画像の変位の各々に関し、再構成された３次元画像の投
   影を新たに計算することなく元の２次元画像から新たな
   ２次元画像を計算する請求項４に記載の方法。
6. 【請求項６】 初期レジストレーションが、既知の３次
   元位置のマーカー・ユニットにより与えられる前記請求
   項のいずれか一項に記載の方法。
7. 【請求項７】 初期レジストレーションが、血管造影装
   置の較正により与えられる請求項１ないし５のいずれか
   一項に記載の方法。