JP2012096023A - 医用画像処理装置 - Google Patents

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Abstract

【課題】ステント及び血管の両方を明瞭に観察すること。
【解決手段】実施形態に係る医用画像処理装置は、第１再構成部と、第２再構成部と、画像合成部とを備える。第１再構成部は、Ｘ線収集画像に基づいて、第１再構成フィルターの適用により第１再構成画像を生成する。第２再構成部は、Ｘ線収集画像に基づいて、第１再構成フィルターに比較して高周波強調効果の高い第２再構成フィルターの適用により第２再構成画像を生成する。画像合成部は、第１再構成画像と第２再構成画像とを合成する。
【選択図】図１

Description

本発明の実施の形態は、医用画像処理装置に関する。
インターベンション治療（血管内治療）の一つに、動脈瘤を対象とするコイリング治療がある。このコイリング治療は、動脈瘤と親血管との境界であるネックのサイズが動脈瘤に対し狭い場合にのみ施行されてきた。仮にネックのサイズが動脈瘤とほぼ同じである場合、コイルを動脈瘤に挿入すると、コイルが動脈瘤から逸脱し、末梢血管を塞栓してしまうリスクがあったからである。
しかし、近年、コイリング治療用のステント（Stent）が開発された。ステントを用いた新しい治療法においては、図１９及び図２０に示すように、親血管にステントが留置され、ステントの網の隙間からコイルが挿入される。この新しい治療法によれば、ステントの網がコイルの逸脱を防止するため、ネックのサイズに因らず、コイリング治療を選択できる可能性がある。図１９及び図２０は、ステントを用いたコイリング治療を説明するための図である。
ここで、ステントを用いたコイリング治療においては、親血管に留置されたステントが、留置後、親血管と動脈瘤のネック部に密着していることが望まれる。しかし、コイリング治療用のステントは網を構成する金属の断面径が非常に細いため、透視や撮影などのＸ線撮影画像上では非常に見え難く密着度を評価することはできない。このため、一般に、医師や技師は、投影データ（以下、Ｘ線収集画像）から高空間分解能モードで再構成された三次元画像を確認し、ステントが親血管と動脈瘤のネック部に密着していることを確認してからコイリング治療を行う。
特開２００５−８０２８５号公報 特開２００９−２２４５９号公報
しかしながら、従来の技術では、ステント及び血管の両方を明瞭に観察することが難しいという課題がある。仮に、Ｘ線収集画像を高分解能で再構成した場合、ステントについてはストラットまで鮮明に描出されたとしても、血管表面の凹凸と混在する結果、境界が分かり難くなるおそれがある。一方、Ｘ線収集画像を標準分解能で再構成した場合、ステントマーカーは描出されたとしても、ストラットまでは殆ど描出されないおそれがある。また、例えば投影方向数を増やすことでこの課題を解決しようとしても、被曝線量の増大や造影剤注入量の増大等を招いてしまう。
実施の形態の医用画像処理装置は、第１再構成部と、第２再構成部と、画像合成部とを備える。前記第１再構成部は、Ｘ線収集画像に基づいて、第１再構成フィルターの適用により第１再構成画像を生成する。前記第２再構成部は、前記Ｘ線収集画像に基づいて、前記第１再構成フィルターに比較して高周波強調効果の高い第２再構成フィルターの適用により第２再構成画像を生成する。前記画像合成部は、前記第１再構成画像と前記第２再構成画像とを合成する。
図１は、第１の実施形態に係るＸ線診断装置の構成を示すブロック図である。 図２は、第１の実施形態に係るＸ線診断装置による全体的な処理の流れを示すフローチャートである。 図３Ａは、第１の実施形態に係る濃度ムラ補正を説明するための図である。 図３Ｂは、第１の実施形態に係る濃度ムラ補正を説明するための図である。 図４は、第１の実施形態に係る再構成及び合成処理を説明するための図である。 図５は、第１の実施形態に係る再構成及び合成処理（変形例１）を説明するための図である。 図６は、第１の実施形態におけるステントマーカーを説明するための図である。 図７は、第１の実施形態に係る再構成及び合成処理（変形例２）を説明するための図である。 図８は、第２の実施形態に係る再構成及び合成処理を説明するための図である。 図９は、第２の実施形態に係る再構成及び合成処理（変形例１）を説明するための図である。 図１０は、第２の実施形態に係る再構成及び合成処理（変形例２）を説明するための図である。 図１１は、第３の実施形態に係る再構成処理の流れを示すフローチャートである。 図１２は、第３の実施形態に係る再構成処理を説明するための図である。 図１３は、第３の実施形態に係る再構成領域を説明するための図である。 図１４は、第３の実施形態に係る離散間隔を説明するための図である。 図１５は、第３の実施形態に係る離散間隔を説明するための図である。 図１６は、第３の実施形態に係るコンボリューションフィルターを説明するための図である。 図１７は、第３の実施形態に係る第二の再構成領域の位置を説明するための図である。 図１８は、第３の実施形態に係る第二の再構成領域の位置の指定を説明するための図である。 図１９は、ステントを用いたコイリング治療を説明するための図である。 図２０は、ステントを用いたコイリング治療を説明するための図である。
以下、実施の形態に係る医用画像処理装置を説明する。まず、第１の実施形態に係る医用画像処理装置として、医用画像処理装置がＸ線診断装置に組み込まれた例を説明する。
（第１の実施形態）
［第１の実施形態に係るＸ線診断装置の構成］
図１は、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１の構成を示すブロック図である。図１に示すように、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、Ｘ線撮影機構１０と、画像処理装置１００とを有する。Ｘ線撮影機構１０は、Ｘ線管球１１と、検出器（ＦＰＤ（Flat Panel Detector））１２と、Ｃ型アーム１３と、寝台１４とを有する。Ｃ型アーム１３は、Ｘ線管球１１及び検出器１２を支持し、土台（図示を省略）に設けられたモータでプロペラのように被検体Ｐの周りを高速回転する。
画像処理装置１００は、制御部２０と、Ａ／Ｄ（Analog／Digital）変換部２１と、二次元画像記憶部２２と、サブトラクション部２３と、三次元再構成部２４と、三次元画像記憶部２５と、三次元画像合成部２６と、三次元画像表示部２７と、モニタ２８とを有する。
制御部２０は、Ｘ線診断装置１全体を制御する。具体的には、制御部２０は、Ｘ線収集画像の収集、三次元画像の再構成、三次元画像の表示などを制御する。Ａ／Ｄ変換部２１は、検出器１２に接続され、検出器１２から入力されたアナログ信号をディジタル信号に変換し、変換したディジタル信号をＸ線収集画像として二次元画像記憶部２２に格納する。二次元画像記憶部２２は、Ｘ線収集画像を記憶する。
サブトラクション部２３は、Ｘ線収集画像と濃度ムラ補正用の画像との間でサブトラクションを行い、サブトラクション画像を取得する。三次元再構成部２４は、サブトラクション画像から三次元画像を再構成する。なお、図１に示すように、三次元再構成部２４は、第１再構成部２４ａと、第２再構成部２４ｂと、特定部２４ｃと、同定部２４ｄとを有する。これらの各部については後に詳細に説明する。三次元画像記憶部２５は、三次元画像を記憶する。三次元画像合成部２６は、再構成した三次元画像を合成する。三次元画像表示部２７は、三次元画像を、ボリュームレンダリング画像や、ＭＰＲ（Multi Planar Reconstruction）が画像などとしてモニタ２８に表示する。
［第１の実施形態に係るＸ線診断装置による処理］
続いて、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１による処理を具体的に説明する。図２は、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１による全体的な処理の流れを示すフローチャートである。
図２に示すように、まず、撮影準備が行われる（ステップＳ１）。具体的には、インターベンション治療が開始されると、医師は、カテーテルを血管内に挿入し、カテーテルが目的の動脈瘤の近くまで到達すると、動脈瘤と親血管との境界であるネックを覆うようにステントを留置する。医師は、ステントがネックを完全に覆っているかどうか、ステントが血管壁に密着しているかどうか、ステントが破損していないかどうかなどを把握するために、３Ｄイメージングを行う。
３Ｄイメージングでは、Ｃ型アーム１３は、土台に設けられたモータでプロペラのように被検体Ｐの周り（例えば、被検体Ｐの周り１８０度以上）を高速回転する。医師は、目的の主要血管が全ての方向で視野内に入るように、寝台１４の位置、寝台１４の高さ、Ｃ型アーム１３の位置のいずれか一つを、若しくは、組み合わせて調整する。その後、医師が、Ｃ型アーム１３の回転により被検体Ｐに危険がないかどうかを確認すると、撮影準備が完了する。
次に、医師は、Ｘ線診断装置１に、造影剤注入器（Injector）をセットする。造影剤注入器には、通常の血管造影で使用する造影剤を２倍から３倍に希釈したものがセットされる。造影剤濃度が高いものを使用すると、造影剤成分がステントの情報を打ち消してしまうからである。
そして、造影剤の注入が開始され（ステップＳ２）、造影剤の注入が開始されて一定時間（例えば１秒〜２秒）経過した後に、Ｃ型アーム１３の回転及び撮影が開始し（ステップＳ３）、Ｘ線収集画像の撮影が行われる（ステップＳ４）。
例えば、Ｃ型アーム１３は、秒間２５度で回転し、Ｘ線診断装置１は、約０．８度間隔で、約２５０フレームのＸ線収集画像の撮影を行う。Ａ／Ｄ変換部２１は、収集された２５０フレームのＸ線収集画像をディジタル信号に変換し、1,024×1,024のＸ線収集画像２５０フレーム分として二次元画像記憶部２２に格納する。
二次元画像記憶部２２にＸ線収集画像が格納されると、制御部２０は、二次元画像記憶部２２に格納されたＸ線収集画像と、予め収集された濃度ムラ補正用の画像とを、サブトラクション部２３に送り、サブトラクション部２３は、サブトラクションを行う（ステップＳ５）。具体的には、サブトラクション部２３は、対応する濃度ムラ補正用の画像からＸ線収集画像をサブトラクションする。
ここで、濃度ムラ補正用の画像について説明する。図３Ａ及び図３Ｂは、第１の実施形態に係る濃度ムラ補正を説明するための図である。濃度ムラ補正用の画像とは、図３Ａに示すように、Ｘ線管球１１と検出器１２との間にエアーだけがある状態で撮影した画像のことであり、キャリブレーション手順の中で、例えば数ヶ月に一度、定期的に収集されている。なお、この濃度ムラ補正用の画像は、ＳＩＤ（Source Image Distance）、ＦＯＶ（Field Of View）、線質調整フィルター毎に収集されている。
図３Ａに示す撮影で収集された画像を「Ｆ（ｘ，ｙ）」とする。一方、図３Ｂに示すように、Ｘ線管球１１と検出器１２との間に一様な物質がある状態で撮影した画像を「Ｐ（ｘ，ｙ）」とする。すると、物質内を透過する距離を「ｌ」、その物質のＸ線吸収係数を「μ」とした場合、以下（１）式が成立する。サブトラクション部２３は、Ｘ線収集画像と濃度ムラ補正用の画像とを用いて以下（２）式を適用することにより、サブトラクション画像Ｑθ（ｘ，ｙ）を得る。ここで、θは、撮影角度を表している。
ここで、Ｐθ（ｘ，ｙ）は、撮影角度θにおける被検体のＸ線収集画像、Ｆ（ｘ，ｙ）は、濃度ムラ補正用画像、Ｑθ（ｘ，ｙ）は、撮影角度θにおけるサブトラクション画像である。
サブトラクション部２３によってサブトラクションが行われると、制御部２０は、サブトラクション画像Ｑθ（ｘ，ｙ）を三次元再構成部２４に送り、三次元再構成部２４は、再構成を行う（ステップＳ６）。なお、第１の実施形態においては、説明の便宜上、「サブトラクション画像Ｑθ（ｘ，ｙ）」を「Ｘ線プロジェクション画像」と記載する。
ここで、第１の実施形態に係る三次元再構成部２４及び三次元画像合成部２６は、２種類の再構成を行い、各再構成によって得られた２種類の再構成画像を合成し、合成画像を出力する。具体的には、まず、三次元再構成部２４の第１再構成部２４ａは、Ｘ線収集画像に基づいて、第１再構成フィルターの適用により第１再構成画像を生成する。また、三次元再構成部２４の第２再構成部２４ｂは、Ｘ線収集画像に基づいて、第２再構成フィルターの適用により第２再構成画像を生成する。ここで、第２再構成フィルターは、第１再構成フィルターに比較して高周波強調効果の高い再構成フィルターである。また、三次元画像合成部２６は、第１再構成画像と第２再構成画像とを合成する。なお、第１の実施形態（後述する変形例１及び変形例２を除く）においては、特定部２４ｃ及び同定部２４ｄによる処理を実施しない。したがって、三次元再構成部２４は、これらの各部を備えなくてもよい。
図４は、第１の実施形態に係る再構成及び合成処理を説明するための図である。図４に示すように、三次元再構成部２４は、サブトラクション部２３から送られたＸ線プロジェクション画像に対して、標準の再構成フィルター（以下、適宜「標準再構成フィルター」という）を用いて行う第１再構成と、高周波強調の効果が高い再構成フィルター（以下、適宜「高周波強調再構成フィルター」という）を用いて行う第２再構成とを実施する。なお、各再構成フィルターは、後に図１６を用いて詳述するように、例えば、Ramachandranの再構成フィルター、Smoothed Shepp＆Loganの再構成フィルター、Shepp＆Loganの再構成フィルターのうち、一方の再構成フィルターが他方の再構成フィルターに対して相対的に高周波強調の効果が高くなるように、２種類の再構成フィルターを適宜組み合わせて用いればよい。
標準再構成フィルターを用いて第１再構成を実施した場合、図４に示すように、第１再構成部２４ａは、血管が描出された再構成画像（図４に示す「血管画像」）を得る。この再構成画像は、標準再構成フィルターによって再構成されたものであるので、ステントは殆ど描出されていない。もっとも、血管表面の凹凸が強調され過ぎることもなく、血管の全体構造を観察し易く描出している。
また、高周波強調再構成フィルターを用いて第２再構成を実施した場合、図４に示すように、第２再構成部２４ｂは、ステントがストラットまで鮮明に描出された再構成画像（図４に示す「ステント画像」）を得る。なお、図４においては、ステント部分のみを抽出したステント画像を示すが、実際は、ステント及び血管の両方が描出された画像である。ここで、ステントは金属であり、ＣＴ（Computed Tomography）値が高い。そこで、第２再構成部２４ｂは、この再構成画像に対してウィンドウ幅やウィンドウレベルを調整することでステントの描出を濃くし、血管の描出を薄くする等の調整を行う。なお、ウィンドウ幅は、例えば、最大輝度から最小輝度までの範囲に割り当てる濃度値の範囲のことであり、ウィンドウレベルは、例えば、ウィンドウ幅の中間に位置する濃度値のことである。
なお、図４においては、２種類の再構成を併行して実施する例を示したが、これに限られるものではない。例えば、高周波強調再構成フィルターによる再構成を実施した後に、標準再構成フィルターによる再構成を実施する流れであっても、あるいは標準再構成フィルターによる再構成を実施した後に、高周波強調再構成フィルターによる再構成を実施する流れであってもよい。
図２に戻り、２種類の再構成画像が三次元画像記憶部２５に格納されると、制御部２０は、三次元画像記憶部２５に格納された２種類の再構成画像を三次元画像合成部２６に送る。そして、三次元画像合成部２６は、２種類の再構成画像を合成する。具体的には、三次元画像合成部２６は、第１再構成によって得られた再構成画像と、第２再構成によって得られた再構成画像とを合成し、合成画像を出力する。この合成画像において、ステント及び血管は重畳して描出されることになる。ここで、ステントが描出されずに血管の全体構造が観察し易く描出されている再構成画像と、ステントのみが鮮明に描出され、血管の描出は薄くなるように調整された再構成画像とが重畳して描出されることになるので、結果として、合成画像は、図４に示すように、血管の全体構造が観察できるとともにステントが鮮明に描出された画像となる。
そして、２種類の再構成画像が合成されると、制御部２０は、合成後の三次元画像を三次元画像表示部２７に送り、三次元画像表示部２７は、合成後の三次元画像を、ボリュームレンダリング画像やＭＰＲ画像として、モニタ２８に表示する。
なお、ここでは再構成処理において各種補正を実施しない前提で説明したが、これに限られるものではなく、散乱線補正、ビームハードニング補正、リング補正などの補正を実施してもよい。
このようなことから、第１の実施形態によれば、ステント及び血管の両方を明瞭に観察することが可能になる。すなわち、第１の実施形態によれば、Ｘ線収集画像に対して２種類の再構成を行い、これを合成することで、血管の全体構造が観察できるとともにステントが鮮明に描出された画像を得ることができるので、特に投影方向数を増やすことなく、ステント及び血管の両方を明瞭に観察することが可能になる。
（変形例１）
第１の実施形態の変形例１を説明する。図５は、第１の実施形態に係る再構成及び合成処理（変形例１）を説明するための図である。図４を用いて説明した再構成及び合成処理との相違点を主に説明すると、変形例１に係る三次元再構成部２４は、図５に示すように、標準再構成フィルターによる第１再構成の再構成画像を用いて注目領域を抽出し、抽出した注目領域についてのみ、高周波強調再構成フィルターによる第２再構成を実施する。
この注目領域は操作者の指定を受け付けて決定してもよいが、以下では、再構成画像から自動的に抽出する手法を説明する。具体的には、変形例１に係る三次元再構成部２４は、特定部２４ｃ及び同定部２４ｄによる処理を実施する。特定部２４ｃは、第１再構成の再構成画像に対する閾値処理により、ステントマーカーを特定する。同定部２４ｄは、第１再構成の再構成画像内で、ステントマーカーにより囲まれる注目領域を同定する。第２再構成部２４ｂは、Ｘ線収集画像のうち、同定部２４ｄによって同定された注目領域についてのみ高周波強調再構成フィルターを適用し、注目領域についてのみ再構成画像を生成する。
図６は、第１の実施形態におけるステントマーカーを説明するための図である。例えば、変形例１に係る特定部２４ｃは、第１再構成の再構成画像に対して画像処理を行うことでステントマーカーを特定する。ステントマーカーは、図６に示すように、ステントの両端に位置付けられる（例えば両端に４つずつ設けられる）。このステントマーカーは、吸収率が高く、ステントマーカーの部分だけ高いＣＴ値を有する。このため、特定部２４ｃは、例えば閾値処理を施すことでステントマーカーを特定することができ、同定部２４ｄは、特定部２４ｃによって特定されたステントマーカーによって囲まれる領域を更に抽出することで、注目領域、すなわちステントの領域を同定する。なお、金属の人工歯は同様に高いＣＴ値を有するが、ステントマーカーに比べて体積が非常に大きいので、体積を計測することにより人工歯は除外することができる。
すると、第２再構成部２４ｂは、ステントの領域についてのみ高周波強調再構成フィルターを用いて第２再構成を実施することになるので、図５に示すように、まさにステント部分のみが抽出され、ステントが鮮明に描出されたステント画像を得る。このように、変形例１によれば、上述したようなウィンドウ幅やウィンドウレベルの調整が容易になる。また、第２再構成の領域が小さくなるので、再構成に要する時間も削減される。そして、三次元画像合成部２６は、図４を用いて説明した第１の実施形態と同様、第１再構成によって得られた再構成画像と、第２再構成によって得られた再構成画像とを合成する。
（変形例２）
第１の実施形態の変形例２を説明する。図７は、第１の実施形態に係る再構成及び合成処理（変形例２）を説明するための図である。図５を用いて説明した再構成及び合成処理との相違点を主に説明すると、変形例２において、注目領域の抽出は、高周波強調再構成フィルターによる第２再構成の後処理として行われる。
すなわち、変形例２に係る第２再構成部２４ｂは、図４を用いて説明した第１の実施形態と同様、Ｘ線プロジェクション画像全体に対して高周波強調再構成フィルターによる第２再構成を実施する。一方、特定部２４ｃは、第１再構成の再構成画像に対する閾値処理によりステントマーカーを特定し、同定部２４ｄは、第２再構成の再構成画像内で、ステントマーカーにより囲まれる注目領域を同定する。すなわち、同定部２４ｄは、第１再構成の再構成画像から得られた注目領域の情報を適用し、第２再構成の再構成画像からステントの領域を切り出す。そして、三次元画像合成部２６は、第１再構成によって得られた再構成画像と、第２再構成によって得られた再構成画像であってステントの領域のみが切り出された再構成画像とを合成する。このように、変形例２の場合も、ウィンドウ幅やウィンドウレベルの調整が容易になる。
（第２の実施形態）
次に、第２の実施形態を説明する。なお、第２の実施形態は、第１の実施形態において説明したＸ線診断装置１と同様のＸ線診断装置１によって実施されることを想定する。第１の実施形態との相違点は、第１の実施形態においては、造影剤注入後の画像に対して２種類の再構成を実施していたが、第２の実施形態においては、造影剤注入前後の画像を収集し、それらのサブトラクション画像と造影剤注入前の画像とを用いて２種類の再構成を実施する。以下、第１の実施形態との相違点を中心に説明する。
図８は、第２の実施形態に係る再構成及び合成処理を説明するための図である。第２の実施形態において、サブトラクション部２３は、造影剤注入前の画像（以下、適宜「マスク画像」という）と濃度ムラ補正用の画像との間でサブトラクションを行う他に、マスク画像と造影剤注入後の画像（以下、適宜「コントラスト画像」という）との間でサブトラクションを行う。なお、前者のサブトラクションにより得られた画像を、以下、適宜、Ｘ線プロジェクション画像といい、後者のサブトラクションにより得られた画像を、以下、適宜、ＤＳＡ（Digital Subtraction Angiography）画像と言う。そして、第２の実施形態に係るサブトラクション部２３は、Ｘ線プロジェクション画像及びＤＳＡ画像を三次元再構成部２４に送る。
第２の実施形態に係る三次元再構成部２４は、サブトラクション部２３から送られたＤＳＡ画像に対して標準再構成フィルターによる第１再構成を実施し、Ｘ線プロジェクション画像に対して高周波強調再構成フィルターによる第２再構成を実施する。すなわち、第１再構成部２４ａは、ＤＳＡ画像に対して標準再構成フィルターを適用することで第１再構成を実施し、第２再構成部２４ｂは、Ｘ線プロジェクション画像に対して高周波強調再構成フィルターを適用することで第２再構成を実施する。
この場合、Ｘ線プロジェクション画像は造影剤注入前のものであるので、血管が描出されていない。このため、第２再構成の再構成画像は、血管が描出されず、結果として、ステントのみが鮮明に描出されたものとなる。このようなことから、第２の実施形態によれば、上述したようなウィンドウ幅やウィンドウレベルの調整がより簡易となる。一方、ＤＳＡ画像は、造影剤注入前後のサブトラクション画像であるので、血管のみが描出されたものとなる。そして、三次元画像合成部２６は、第１の実施形態と同様、第１再構成によって得られた再構成画像と、第２再構成によって得られた再構成画像とを合成する。
このようなことから、第２の実施形態によれば、ステント及び血管の両方をより明瞭に観察することが可能になる。すなわち、第２の実施形態によれば、ステントのみが描出された画像及び血管のみが描出された画像それぞれに対して２種類の再構成を行い、これを合成することになるので、一方の画像に不鮮明に描出されたステントや血管が重畳されてしまうといった不用な重畳が発生せず、ステント及び血管の両方をより明瞭に観察することが可能になる。
（変形例１）
第２の実施形態の変形例１を説明する。図９は、第２の実施形態に係る再構成及び合成処理（変形例１）を説明するための図である。図８を用いて説明した再構成及び合成処理との相違点を主に説明すると、変形例１に係る三次元再構成部２４は、図９に示すように、ＤＳＡ画像に対してのみならず、Ｘ線プロジェクション画像に対しても、標準再構成フィルターによる第１再構成を実施する。すなわち、上述したように、Ｘ線プロジェクション画像には血管が描出されていない。そこで、変形例１に係る特定部２４ｃは、このＸ線プロジェクション画像に対して標準再構成フィルターによる第１再構成を実施し、その再構成画像に対して画像処理を行うことで、ステントマーカーを特定する。
その他の処理は第１の実施形態の変形例１と同様であり、第２再構成部２４ｂは、ステントの領域についてのみ高周波強調再構成フィルターを用いて第２再構成を実施することになるので、図９に示すように、まさにステント部分のみが抽出され、ステントが鮮明に描出されたステント画像を得る。このように、第２の実施形態の変形例１によれば、ウィンドウ幅やウィンドウレベルの調整が不要となる。また、第２再構成の領域が小さくなるので、再構成に要する時間も削減される。
なお、第１の実施形態の変形例１と同様、この注目領域は、操作者の指定を受け付けて決定してもよい。
（変形例２）
第２の実施形態の変形例２を説明する。図１０は、第２の実施形態に係る再構成及び合成処理（変形例２）を説明するための図である。図９を用いて説明した再構成及び合成処理との相違点を主に説明すると、変形例２において、注目領域の抽出は、高周波強調再構成フィルターによる第２再構成の後処理として行われる。
すなわち、変形例２に係る第２再構成部２４ｂは、図７を用いて説明した第２の実施形態と同様、Ｘ線プロジェクション画像全体に対して高周波強調再構成フィルターによる第２再構成を実施する。一方、特定部２４ｃは、Ｘ線プロジェクション画像に対して標準再構成フィルターを適用することで第１再構成を実施し、その再構成画像に対する閾値処理によりステントマーカーを特定する。また、同定部２４ｄは、第２再構成の再構成画像内で、ステントマーカーにより囲まれる注目領域を同定する。すなわち、同定部２４ｄは、第１再構成の再構成画像から得られた注目領域の情報を適用し、第２再構成の再構成画像からステントの領域を切り出す。そして、三次元画像合成部２６は、第１再構成によって得られた再構成画像と、第２再構成によって得られた再構成画像であってステントの領域のみが切り出された再構成画像とを合成する。このように、変形例２の場合も、ウィンドウ幅やウィンドウレベルの調整が簡易となる。
（第３の実施形態）
続いて、第３の実施形態を説明する。ここで、第３の実施形態を具体的に説明する前に、再構成フィルターについて説明する。第１の実施形態及び第２の実施形態においては、Ramachandranの再構成フィルター、Smoothed Shepp＆Loganの再構成フィルター、Shepp＆Loganの再構成フィルターのうち、一方の再構成フィルターが他方の再構成フィルターに対して相対的に高周波強調の効果が高くなるように、２種類の再構成フィルターを適宜組み合わせて用いればよいと説明した。以下では、相対的に高周波強調の効果が高い場合、その再構成フィルターを「シャープなコンボリューションフィルター」と呼び、相対的に高周波強調の効果が低い場合、その再構成フィルターを「スムースなコンボリューションフィルター」と呼ぶ。
第１の実施形態及び第２の実施形態においては、この「シャープなコンボリューションフィルター」及び「スムースなコンボリューションフィルター」による２種類の再構成を行う実施形態を説明したが、第３の実施形態においては、事前処理として、縮小処理又はローパスフィルター処理を施す手法を説明する。
すなわち、事前処理として縮小処理を施すと、その後の再構成フィルターに「シャープなコンボリューションフィルター」を用いると、縮小処理と併せた全体の結果としては、「スムースなコンボリューションフィルター」を用いた場合と同様の結果が得られる。同様に、事前処理としてローパスフィルター処理を施すと、その後の再構成フィルターに「シャープなコンボリューションフィルター」を用いると、ローパスフィルター処理と併せた全体の結果としては、「スムースなコンボリューションフィルター」を用いた場合と同様の結果が得られる。このため、第３の実施形態において、三次元再構成部２４の第１再構成部２４ａは、事前に縮小処理やローパスフィルター処理を実施する。
以下、第３の実施形態に係る再構成及び合成処理を詳細に説明する。第３の実施形態に係る三次元再構成部２４による再構成は、第１の実施形態及び第２の実施形態と同様、２段階で実施される。図１１は、第３の実施形態に係る再構成処理の流れを示すフローチャートである。図１１に示すように、三次元再構成部２４は、「第一段階の再構成」と「第二段階の再構成」とを実施する。なお、図１１においては、三次元再構成部２４が、「第一段階の再構成」と「第二段階の再構成」とを併行して実施する例を示したが、これに限られるものではない。例えば、「第一段階の再構成」を実施した後に「第二段階の再構成」を実施する流れであっても、あるいは「第二段階の再構成」を実施した後に「第一段階の再構成」を実施する流れであってもよい。
以下、「第一段階の再構成」及び「第二段階の再構成」それぞれを、図１１〜図１８を用いて説明する。図１２は、第３の実施形態に係る再構成処理を説明するための図である。
「第一段階の再構成」を説明する。まず、三次元再構成部２４（第１再構成部２４ａ）は、Ｘ線プロジェクション画像を縮小する（ステップＳ１０１）。例えば、三次元再構成部２４（第１再構成部２４ａ）は、図１２に示すように、1,024×1,024のＸ線プロジェクション画像に対し、縮小後の１ピクセルサイズが、縮小前の４ピクセルサイズ分となるように、Ｘ線プロジェクション画像を縮小する。すると、縮小後のＸ線プロジェクション画像は、512×512のＸ線プロジェクション画像２５０フレーム分となる。
続いて、三次元再構成部２４（第１再構成部２４ａ）は、縮小された512×512のＸ線プロジェクション画像２５０フレーム分に対して、例えばSmoothed Shepp＆Loganのようなスムースなコンボリューションフィルターをかける（ステップＳ１０２）。
次に、三次元再構成部２４（第１再構成部２４ａ）は、逆投影演算を行い第一の三次元画像を生成し、生成した第一の三次元画像を三次元画像記憶部２５に格納する（ステップＳ１０３）。
「第二段階の再構成」を説明する。まず、三次元再構成部２４（第２再構成部２４ｂ）は、Ｘ線プロジェクション画像から、その一部を抽出する（ステップＳ２０１）。例えば、三次元再構成部２４（第２再構成部２４ｂ）は、図１２に示すように、1,024×1,024のサブトラクション画像から、512×1,024のＸ線プロジェクション画像を抽出する。この結果、三次元再構成部２４（第２再構成部２４ｂ）は、512×1,024のＸ線プロジェクション画像２５０フレーム分を取得する。
続いて、三次元再構成部２４（第２再構成部２４ｂ）は、抽出したＸ線プロジェクション画像に対して再構成処理を行う。再構成方法の一例として、ここでは、Feldkampなどによって提案されたフィルタードバックプロジェクション法の場合を示す。三次元再構成部２４（第２再構成部２４ｂ）は、抽出された512×1,024のＸ線プロジェクション画像２５０フレーム分に対して、例えばShepp＆LoganやRamachandranのようなシャープなコンボリューションフィルターをかける（ステップＳ２０２）。
次に、三次元再構成部２４（第２再構成部２４ｂ）は、逆投影演算を行い第二の三次元画像を生成し、生成した第二の三次元画像を三次元画像記憶部２５に格納する（ステップＳ２０３）。
ここで、三次元再構成部２４によって再構成される再構成領域について説明する。図１３は、第３の実施形態に係る再構成領域を説明するための図である。また、図１４及び図１５は、第３の実施形態に係る離散間隔を説明するための図である。
まず、第二の再構成領域は、図１３に示すように、Ｘ線管球１１と、検出器１２のＦＯＶの中心（FOV/2×FOV/2）の領域とで構成される四角錐を全ての方向で定義した場合に、その重なりに内接する円筒として定義される。また、この円筒内は、図１４及び図１５に示すように、例えば検出器１２の１検出素子の幅「Ｄ」に投影される再構成領域中心部での長さ「ｄ」で三次元的に離散化される。なお、Ｘ線管球１１と検出器１２との間の距離を「Ｌ」、Ｘ線管球１１と再構成領域中心部との間の距離を「ｌ」とした場合に、長さ「ｄ」は、以下（３）式で示される。
このように、三次元再構成部２４は、長さ「ｄ」で三次元的に離散化された、512×512×512の離散点のデータを、第二の三次元画像として生成する。なお、第二の三次元画像は、512×1,024のＸ線プロジェクション画像から再構成されているので、三次元再構成部２４は、図１５に示す円筒内のみならず、円筒外のデータであって512×512×512の立方体内のデータも生成することができる。また、ここでは離散間隔の一例を示したが、これは装置やメーカによって異なることもあるので、基本的には、装置によって定義された離散間隔を用いればよい。
一方、第一の再構成領域は、図１３に示すように、Ｘ線管球１１と、検出器１２のＦＯＶの領域とで構成される四角錐を全ての方向で定義した場合に、その重なりに内接する円筒として定義される。また、この円筒内は、長さ「２ｄ」で三次元的に離散化される。このように、三次元再構成部２４は、長さ「２ｄ」で三次元的に離散化された、512×512×512の離散点のデータを、第一の三次元画像として生成する。
また、コンボリューションフィルターについて説明する。図１６は、第３の実施形態に係るコンボリューションフィルターを説明するための図である。コンボリューションフィルターには、一般に、「第一段階の再構成」で用いた「スムース」なコンボリューションフィルターと、「第二段階の再構成」で用いた「シャープ」なコンボリューションフィルターとがある。「シャープ」なコンボリューションフィルターは、「スムース」なコンボリューションフィルターに比較して、高周波強調であるという性質を有する。
例えば、図１６には、３種類のコンボリューションフィルターを示す。この３種類のコンボリューションフィルターとしては、Ramachandranのコンボリューションフィルターが最も「シャープ」であり、Smoothed Shepp＆Loganのコンボリューションフィルターが最も「スムース」であり、Shepp＆Loganのコンボリューションフィルターがその中間である。
一般的に、「シャープ」なコンボリューションフィルターを用いて再構成を行うと、高周波が強調される結果、鮮明な画像となり易い。すなわち、第３の実施形態に係るＸ線診断装置１は、「第一段階の再構成」と「第二段階の再構成」とで異なる処理を行うのみならず、それぞれに適用するコンボリューションフィルターを変えなくとも、注目領域の画像をより鮮明に抽出し、かつ周辺部の画像劣化を抑えられる。
こうして、図１２に示すように、第一の三次元画像と第二の三次元画像とが生成される。「第一段階の再構成」によって生成された第一の三次元画像と、「第二段階の再構成」によって生成された第二の三次元画像とを比較すると、第二の三次元画像の１ボクセルサイズは、第一の三次元画像の１ボクセルサイズよりも小さく、その空間分解能が高いことがわかる。すなわち、第二の三次元画像は、縮小されることなくそのまま抽出されたサブトラクション画像から生成されたものであるので、その１ボクセルサイズは、Ｘ線収集画像が収集された際の高い空間分解能をそのまま維持する。一方、第一の三次元画像は、縮小されたサブトラクション画像から生成されたものであるので、その１ボクセルサイズは、Ｘ線収集画像が収集された際の空間分解能よりも低下する。
なお、第３の実施形態に係る三次元画像合成部２６は、第１の実施形態及び第２の実施形態と同様、三次元画像同士の合成を行う。例えば、三次元画像合成部２６は、図１２に示すように、第一の三次元画像と第二の三次元画像とを合成する。なお、第３の実施形態に係る三次元画像合成部２６は、第一の三次元画像と第二の三次元画像とで重複する領域については、第二の三次元画像を優先して採用する。
なお、ここでは再構成方法の一例としてFeldkamp法を使用した例について説明したが、これに限られるものではなく、その他、Filtered Backprojection法や、ＡＲＴ（Algebraic Reconstruction Technique）などの逐次近似法であってもよい。また、ここでは再構成処理において各種補正を実施しない前提で説明したが、これに限られるものではなく、散乱線補正、ビームハードニング補正、リング補正などの補正を実施してもよい。
さらに、ここでは第二の再構成領域を第一の再構成領域の中心とした。しかしこれに限られるものではなく、第二の再構成領域は、中心からずれていてもよい。但し、第一の再構成領域の周辺部では、画質の劣化という現象が発生し得るので、この第二の再構成領域は中心から大きく外れるのは望ましくない。
図１７は、第３の実施形態に係る第二の再構成領域の位置を説明するための図である。例えば、図１７に示すように、第二の再構成領域は、第一の再構成領域の半径「Ｒ」、高さ「ｈ」を２／３にした円筒に含まれる領域内にあるのが望ましい。
なお、第二の再構成領域の位置は、約９０度の角度から収集されたＸ線収集画像上で指定するなどの方法がある。図１８は、第１の実施形態に係る第二の再構成領域の位置の指定を説明するための図である。図１８において、中央の円は、第一の再構成領域又は第二の再構成領域の円筒を上からみたものである。図１８に示すように、円筒に対し、２つの角度（例えば、約９０度間隔）におけるＸ線収集画像上で、例えば動脈瘤の位置を指定すると、動脈瘤の三次元空間における位置が定まる。そこで、三次元再構成部２４は、第二の再構成段階において、三次元空間上で定まった動脈瘤が中心となるように、Ｘ線プロジェクション画像を抽出すればよい。
このようなことから、第３の実施形態によれば、広い領域（例えば視野に入る全ての領域）の描出と注目領域の鮮明な描出とを同時に実現することが可能になる。例えば、血管の全体構造を把握しつつ、ステントのある注目領域は細かく観察したい、さらには患者に対する被曝を極力少なくしたいという臨床的なニーズを満たすことが可能になる。
また、第３の実施形態に係る三次元再構成部２４は、第一の三次元画像及び第二の三次元画像の生成にあたりコンボリューションフィルター処理を施すものである。ここで、第二の三次元画像の生成にあたり施されるコンボリューションフィルター処理は、第一の三次元画像の生成にあたり施されるコンボリューションフィルター処理より高周波強調である。
このようなことから、第３の実施形態によれば、注目領域の画像をより鮮明に描出することが可能になる。
（変形例１）
第３の実施形態において、三次元画像合成部２６は、第一の三次元画像と第二の三次元画像とを単純に合成したが、これに限られるものではない。第一の三次元画像と第二の三次元画像との間では、各種補正効果などの幾つかの要因により、画素レベル（濃度値）が多少異なることがある。このため、三次元画像合成部２６は、第一の三次元画像の中で第二の再構成領域に相当する部分の画素レベルと、第二の三次元画像の画素レベルとを比較し、補正することが望ましい。例えば、三次元画像合成部２６は、第二の三次元画像の平均画素レベルＡＶ２と、第一の三次元画像の中で第二の再構成領域に相当する部分の平均画素レベルＡＶ１とから、その差分である（ＡＶ１−ＡＶ２）を求め、第二の三次元画像の画素に対し、求めた（ＡＶ１−ＡＶ２）を加算する。これはグローバルな補正となる。
また、三次元画像合成部２６は、グローバルな補正を実施した後、さらに、ローカルな補正を行ってもよい。例えば、三次元画像合成部２６は、第二の三次元画像における小領域（例えば32×32）内の平均画素レベルと、第一の三次元画像における小領域であって第二の三次元画像における小領域に対応する小領域内の平均画素レベルとを比較し、両画素レベルに大きな差分が生じないように、補正を行う。このような補正を行うことにより、第一の三次元画像と第二の三次元画像との間で画素レベルが調整されるので、合成後の三次元画像において、両画像の境界がより滑らかに描出される。なお、変形例１で説明したこれらの補正は、第１の実施形態及び第２の実施形態においても同様に適用することが可能である。
（変形例２）
第３の実施形態において、三次元再構成部２４（第１再構成部２４ａ）は、第一段階の再構成の前処理として、縮小処理を行った。しかし、縮小処理を行わず、Ｘ線収集画像に対してローパスフィルター処理を施し、ローパスフィルター処理が施されたフィルタリング画像に対して再構成を実施してもよい。例えば、ローパスフィルターの形が、2×2の領域で値が1/4になるものであれば、縮小処理と全く同じ結果となる。
さらに、三次元再構成部２４（第１再構成部２４ａ）は、第一段階の再構成として、あるローパスフィルターとコンボリューションフィルターとを合成し、Ｘ線収集画像に対して直接この合成フィルターを用いて再構成処理を行ってもよい。この変形例では、第一段階の再構成の離散間隔は、必ずしも長さ「2d」である必要はない。例えば、三次元再構成部２４（第１再構成部２４ａ）は、縮小処理と等価なローパスフィルターより少しシャープなローパスフィルターを使用し、例えば長さ「1.5d」の離散間隔で再構成してもよい。
（変形例３）
第３の実施形態において、三次元再構成部２４（第２再構成部２４ｂ）は、中心の512×1,024部分のみを抽出して再構成を行った。しかし、第二段階の再構成は、濃度分解能ではなく、空間分解能を重視した再構成を行う。したがって、三次元再構成部２４（第２再構成部２４ｂ）は、512×1,024部分を抽出する代わりに、中心の512×512部分を抽出して処理してもよい。この場合、再構成画像の濃度分解能は多少低下するが、フィルタリング処理が短時間で済むと言うメリットがある。
なお、この場合に、三次元再構成部２４（第２再構成部２４ｂ）によって生成された第二の三次元画像は、512×1,024のＸ線プロジェクション画像ではなく、512×512のＸ線プロジェクション画像から再構成されている。このため、三次元再構成部２４（第２再構成部２４ｂ）は、図１５に示す円筒内のみのデータを生成することができ、円筒外のデータであって512×512×512の立方体内のデータを生成することはできない（適宜、予め定められた値が埋められる）。
（第４の実施形態）
これまで、実施の形態に係る医用画像処理装置として、いくつかの実施形態に係るＸ線診断装置を説明したが、これに限られるものではない。
［モダリティ］
例えば、実施の形態に係る医用画像処理装置は、Ｘ線ＣＴ装置に組み込まれてもよい。また、例えば、実施の形態に係る医用画像処理装置は、単体の医用画像処理装置として実現されてもよい。この場合、医用画像処理装置は、医用画像診断装置にて収集されたＸ線収集画像を取得し、取得したＸ線収集画像に基づいて、三次元画像を生成する。例えば、医用画像処理装置は、ネットワークを介してＸ線診断装置やＸ線ＣＴ装置などの医用画像診断装置に接続され、医用画像診断装置から受信することで、Ｘ線収集画像を取得すればよい。
なお、単体の医用画像処理装置として実現される場合、医用画像処理装置は、上述した実施形態において説明した三次元再構成部２４及び三次元画像合成部２６を備える。Ａ／Ｄ変換部２１及びサブトラクション部２３については、医用画像診断装置から受信するデータが、アナログ信号であるのか、ディジタル信号に変換されたＸ線収集画像であるのか、あるいは、サブトラクションが行われたＸ線プロジェクション画像であるのか、など、データの形式に応じて、適宜、備えられればよい。また、二次元画像記憶部２２及び三次元画像記憶部２５については、記憶装置を内蔵するか、あるいは、外付けにするか、など、運用の形態に応じて、適宜、備えられればよい。また、モニタ２８についても、表示装置を内蔵するか、あるいは、外付けにするか、など、運用の形態に応じて、適宜、備えられればよい。
［コンボリューションフィルター］
また、第3の実施形態においては、事前処理を施したデータを元に「第一段階の再構成」を行い、事前処理を施していないデータを元に「第二段階の再構成」を行っている。事前処理が「スムース」なコンボリューションフィルターを適用するのと等価な処理となっているため、「第一段階の再構成」及び「第二段階の再構成」それぞれに適用するコンボリューションフィルターは、必ずしも変えなければならないものではなく、例えば、同じコンボリューションフィルターを用いても良い。
［ステント以外の注目領域］
また、上記実施形態においては、インターベンション治療においてステントを鮮明に描出する例を挙げて説明したが、医用画像処理装置が適用されるケースは、これに限られるものではない。広い領域の描出と注目領域の鮮明な描出とを同時に実現したい場合には同様に適用することができ、例えば、耳の骨のように構造が複雑な部位を注目領域として鮮明に描出したい場合などにも同様に適用することができる。
［数値例］
その他、特記する場合を除き、各種数値（「1,024」、「512」など）も一例に過ぎず、運用の形態などに応じて任意に変更することが可能である。
以上述べた少なくとも一つの実施形態の医用画像処理装置によれば、ステント及び血管の両方を明瞭に観察することが可能になる。
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
１ Ｘ線診断装置
１００ 画像処理装置
２０ 制御部
２１ Ａ／Ｄ変換部
２２ 二次元画像記憶部
２３ サブトラクション部
２４ 三次元再構成部
２５ 三次元画像記憶部
２６ 三次元画像合成部
２７ 三次元画像表示部
２８ モニタ

Claims (10)

  1. Ｘ線収集画像に基づいて、第１再構成フィルターの適用により第１再構成画像を生成する第１再構成部と、
    前記Ｘ線収集画像に基づいて、前記第１再構成フィルターに比較して高周波強調効果の高い第２再構成フィルターの適用により第２再構成画像を生成する第２再構成部と、
    前記第１再構成画像と前記第２再構成画像とを合成する画像合成部と
    を備えることを特徴とする医用画像処理装置。
  2. 前記Ｘ線収集画像は、血管及び該血管に留置されたステントが撮影されたものであり、
    前記ステントは、該ステントの両端にステントマーカーを有するものであって、
    前記第１再構成画像に対する閾値処理により、前記ステントマーカーを特定する特定部と、
    前記第１再構成画像内で前記ステントマーカーにより囲まれる注目領域を同定する同定部とを更に備え、
    前記第２再構成部は、前記Ｘ線収集画像のうち、前記注目領域について前記第２再構成フィルターを適用し、前記注目領域について前記第２再構成画像を生成することを特徴とする請求項１に記載の医用画像処理装置。
  3. 前記Ｘ線収集画像は、血管及び該血管に留置されたステントが撮影されたものであり、
    前記ステントは、該ステントの両端にステントマーカーを有するものであって、
    前記第１再構成画像に対する閾値処理により、前記ステントマーカーを特定する特定部と、
    前記第２再構成画像内で前記ステントマーカーにより囲まれる注目領域を同定する同定部とを更に備え、
    前記画像合成部は、前記第１再構成画像と、前記第２再構成画像内で同定された前記注目領域とを合成することを特徴とする請求項１に記載の医用画像処理装置。
  4. 前記Ｘ線収集画像は、造影剤注入前の注入前画像、及び、造影剤注入後の注入後画像であり、
    前記注入後画像と前記注入前画像との差分画像を生成する差分画像生成部を更に備え、
    前記第１再構成部は、前記差分画像に対して前記第１再構成フィルターを適用することで、前記第１再構成画像を生成し、
    前記第２再構成部は、前記注入前画像に対して前記第２再構成フィルターを適用することで前記第２再構成画像を生成することを特徴とする請求項１に記載の医用画像処理装置。
  5. 前記Ｘ線収集画像は、血管及び該血管に留置されたステントが撮影されたものであり、
    前記ステントは、該ステントの両端にステントマーカーを有するものであって、
    前記注入前画像に対して前記第１再構成フィルターを適用することで第３再構成画像を生成し、該第３再構成画像に対する閾値処理により、前記ステントマーカーを特定する特定部と、
    前記第３再構成画像内で前記ステントマーカーにより囲まれる注目領域を同定する同定部とを更に備え、
    前記第２再構成部は、前記注入前画像のうち、前記注目領域について前記第２再構成フィルターを適用し、前記注目領域について前記第２再構成画像を生成することを特徴とする請求項４に記載の医用画像処理装置。
  6. 前記Ｘ線収集画像は、血管及び該血管に留置されたステントが撮影されたものであり、
    前記ステントは、該ステントの両端にステントマーカーを有するものであって、
    前記注入前画像に対して前記第１再構成フィルターを適用することで第３再構成画像を生成し、該第３再構成画像に対する閾値処理により、前記ステントマーカーを特定する特定部と、
    前記第２再構成画像内で前記ステントマーカーにより囲まれる注目領域を同定する同定部とを更に備え、
    前記画像合成部は、前記第１再構成画像と、前記第２再構成画像内で同定された前記注目領域とを合成することを特徴とする請求項４に記載の医用画像処理装置。
  7. 前記第１再構成部は、前処理として前記Ｘ線収集画像に縮小処理又はローパスフィルター処理を施し、縮小処理又はローパスフィルター処理が施された該Ｘ線収集画像に対して再構成フィルターを適用することで、前記第１再構成画像を生成することを特徴とする請求項１又は４に記載の医用画像診断装置。
  8. 前記第１再構成画像を形成する１ボクセルの１辺の長さは、前記第２再構成画像を形成する１ボクセルの１辺の長さの１．５倍以上であることを特徴とする請求項７に記載の医用画像処理装置。
  9. 前記画像合成部は、前記第１再構成画像と前記第２再構成画像との間における濃度を更に補正することを特徴とする請求項１〜８のいずれか一つに記載の医用画像処理装置。
  10. 前記画像合成部は、前記第２再構成画像における小領域内の画素値平均と、前記第１再構成画像における小領域であって前記第２再構成画像における小領域に対応する小領域内の画素値平均とを用いて補正することを特徴とする請求項９に記載の医用画像処理装置。
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