JP3297725B2

JP3297725B2 - 造影血管高精度管径計測装置

Info

Publication number: JP3297725B2
Application number: JP32919192A
Authority: JP
Inventors: 親雄宇山; 圭雄柳原
Original assignee: 国立循環器病センター総長
Priority date: 1991-12-09
Filing date: 1992-12-09
Publication date: 2002-07-02
Anticipated expiration: 2017-07-02
Also published as: JPH05264232A

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】この発明は、造影血管高精度管径
計測装置に関するものである。さらに詳しくは、この発
明は、心疾患の臨床研究や臨床治療等において有用な、
造影血管画像からの高精度血管計測を可能とする新しい
管径計測装置に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】わが国における心臓疾患の発症率は徐々
に増加しつつあり、１９８５年には脳血管疾患を抜いて
癌に次ぐ死因となっている。このような社会的背景か
ら、冠状動脈の狭窄を評価するための手法が積極的に進
められてきている。しかしながら、計算機による画像処
理法が冠状動脈造影像を対象とした血管の狭窄評価のた
めに導入されるまでは、その評価は放射線科医の読影に
委ねられていた。そのため、放射線科医が異なれば違っ
た結果が出るのが実情であり、また、同一の放射線医で
あっても読影の日が異なれば異なった結果が得られた。
このようなことは全世界的な状況であったが、わが国で
もほとんどの病院でこのような方法によって冠状動脈狭
窄の評価がなされているのが実情である。

【０００３】しかしながら、心疾患の罹患率がわが国に
比べてはるかに高い欧米諸国では、最近に至って放射線
科医の読影には誤差が大きいことに気付き、画像処理法
を導入した冠状動脈計測装置の開発が進められてきた。
そして現在は、実用装置が市販されるに至っている。こ
れらの装置のほとんどは、テレビカメラによって横と縦
の画素数がそれぞれ５１２×４８０の入力信号を採り入
れる方式であるが、血管径は太いところでおよそ１０〜
２０画素である。この解像度で画素単位で血管壁を決定
することを考えた場合、片壁で１画素の誤差は避けられ
ず、それによる誤差は１０〜２０％になる。これに他の
誤差が加わって精度を上げることが困難であった。従来
技術による造影画像の拡大率は何れも４倍以内である。
なお、ここで言うところの拡大率とは、上記５１２×４
８０画素の画面を基準としたときの横縦画素数の倍数で
ある。

【０００４】入力画像としては、たとえば図１に図示す
るように、血管軸に直角な直線（以下「断面軸」とい
う。）を想定し、横軸に断面軸上の位置をとり、縦軸に
断面軸上における造影剤の濃度をとった血管造影画像
に、雑音の影響を除去するため平滑化処理を行って造影
剤濃度曲線を求め、これに対して一次微分および二次微
分の処理を施し、これらのデータから血管の辺縁を求め
る手順を用いることが多い。

【０００５】平滑化処理は、図１において横軸の位置を
画素ｉで表し、この点における縦軸の濃度値をｄ（ｉ）
で表し、平滑化演算を施すウインド巾をｗとするとき、
平滑化された濃度値ａ（ｉ）は次式で表わされる。

【０００６】

【数２】

【０００７】この平滑化後の造影剤濃度曲線の一次微分
ｇ₁（ｉ）は、該曲線の濃度こう配を表わし次のように
定義される。

【０００８】

【数３】

【０００９】このｇ₁（ｉ）（ｉ＝１，・・・）の絶対
値が最大、すなわち最大のこう配を与える座標値ｉを血
管断面軸の左右の領域で求め、この位置（図１ではｆ₁
とｆ ₂）を血管の辺縁と定義するのが一次微分フィルタ
法である。造影剤濃度曲線の二次微分ｇ₂（ｉ）（ｉ＝
１，・・・）は該曲線のこう配の変化率を表し、次のよ
うに定義される。

【００１０】

【数４】

【００１１】このｇ₂（ｉ）（ｉ＝１，・・・）の絶対
値が最大、すなわち曲率が上方に凸から下方に凹の状態
に変わる座標値ｉを血管軸の左右の領域で求め、この位
置（図１ではｓ₁とｓ₂）を血管の辺縁と定義するのが
二次微分フィルタ法である。経験上、一次微分フィルタ
で与えられる血管辺縁は実際の辺縁より内側に、そして
二次微分フィルタの結果は外側になるのが普通なので、
実用上はこの両者の間に辺縁を定義することが多い。こ
れを混合法という。

【００１２】混合法による濃度値ｇ₃は、一次微分と二
次微分に、たとえば次の演算により加重和を施して求め
る。

【００１３】

【数５】

【００１４】ここにａ＋ｂ＝１にとる。以上述べた血管
辺縁のおおよその位置を求める従来の方法は、臨床上の
適用において有効で、実用上あまり支障はない。しかし
ながら、臨床研究をする立場からは、測定精度上問題と
なることがある。たとえば、ある患者の冠状動脈の狭窄
度の経時変化を観察したり、薬剤の効果を判定したりす
る場合には、前述の従来測定法では判定が困難な場合が
多い。

【００１５】このため、詳細な臨床研究にも使用するこ
とができ、さらに高精度に血管径を測定することのでき
る方法とそのための装置の実現が望まれていた。

【００１６】

【課題を解決するための手段】この発明は、以上の通り
の事情に鑑みてなされたものであり、従来の方法の欠点
を解消して、より高精度の血管径の測定を可能とするた
めに、冠状動脈等の造影画像の所要領域を高拡大して読
み取る画像読み取り手段と、血管造影画像において一次
微分フィルタおよび二次微分フィルタによって求めたそ
れぞれ上下の第１および第２の辺縁の領域内あるいは目
視によって定めたそれぞれ上下の第１および第２の辺縁
の領域内における±ｗの範囲に対して、

【数１】で表されるエントロピーｇ（ｉ）（ｉ＝１・・・ｎ）が
最小値となる２つの座標値を求め、その位置を辺縁と定
義するエントロピーフィルタによって血管辺縁を抽出す
る抽出処理手段とを有し、拡大画像からエントロピーフ
ィルタによって辺縁抽出した血管径を高精度計測するこ
とを特徴とする造影血管高精度管径計測装置を提供す
る。

【００１７】また、この発明は、さらに詳しくは、冠状
動脈等の造影画像フイルムの計測コマを検索する手段
と、該検索した計測コマから計測領域を高拡大高解像度
で読取る手段と、該読取った計測領域のデータからエン
トロピー・フィルタおよびハフ変換を含む演算回路によ
って血管の辺縁・血管軸・正常径を抽出する手段と、狭
窄率を演算して出力する手段とによって構成することを
特徴とする造影血管高精度管径計測装置を提供するもの
である。

【００１８】すなわち、この発明は、血管造影画像から
血管径を抽出するに当り、抽出精度の向上を図るには、
画像読み取りの際の拡大率および血管辺縁を決める方法
を再検討する必要があるとの考えから、この両者を種々
組合せ、血管造影画像の拡大率を１０倍程度にして画像
を読取り、血管辺縁の決定には血管の断面軸上において
エントロピー・フィルタを適用し、さらには正常血管径
の決定にはハフ変換を適用することにより、計測精度を
大幅に向上させることができたものである。

【００１９】より具体的には、たとえば、この計測装置
は、基本的には、＜ａ＞造影画像検索用モニター装置、
＜ｂ＞高拡大高解像度画像読取装置、＜ｃ＞フイルム走
行機構、＜ｄ＞読取データ処理装置、＜ｅ＞データ出力
装置および＜ｆ＞制御装置によって構成することができ
る。＜ａ＞造影画像検索用モニター装置は、造影画像記録
フイルムから血管造影画像を通常の５１２×４８０画素
程度の解像度を有するモニターカメラで読取る等の方法
によってデータを入力し、このデータをモニターに表示
し、血管計測の対象となるフイルムのコマを検索し、拡
大すべき計測領域をカーソルで表示する。

【００２０】＜ｂ＞高拡大高解像度画像読取装置は、
１０倍程度の解像度を有するカメラ装置と高解像度モニ
ターより成り、前記カーソルで表示された計測領域の画
像を撮像して読取ったデータをメモリーに格納する。＜ｃ＞フイルム走行機構は、フイルムを走行して撮像
すべきコマを検索し、検索したコマを自動的に高拡大高
解像度画像読取装置へ移動させ、フイルムステージと高
拡大画像読取装置の相対位置を自動的に調整して、高拡
大高解像度画像読取装置の撮像範囲をカーソルで表示さ
れた計測領域に一致せしめる。

【００２１】＜ｄ＞読取データ処理装置は読取った画
像データに加重移動平均を施して雑音の影響を除去し、
一次微分および二次微分フィルタ処理に加えてエントロ
ピー・フィルタ処理を行ってそれぞれの血管辺縁の位置
を求め、これから血管軸を求め、バイリニヤ補間法によ
って断面軸上における濃度値を求め、この濃度値に対し
て再び前記各処理を行ってそれぞれの血管辺縁の位置を
求め、狭窄が生じている部分を含む血管の範囲に対して
ハフ変換を施して正常血管径を求め、該正常径と血管径
から狭窄率を算出し、更にその他の主要データを算出す
る。

【００２２】＜ｅ＞データ出力装置は、フイルムの検
索コマの表示、制御指示および計測データ等の表示、計
測画面の表示等を行うディスプレイ、患者の個人情報を
プリントアウトする。また、患者の識別情報・血管に関
する各種データを光ディスクに蓄積し、必要によりディ
スプレイに表示、またはハードコピーとして出力する。

【００２３】＜ｆ＞制御装置は操作部とコンピュータ
を有し、操作部から所定の手順で操作を行い、該当ソフ
トによってシステムを構成する各部に必要な指示を与え
る。さらに具体的には、後述の実施例に例示した構成を
初めとして、様々な構成が可能である。ここで、エント
ロピーとは、画像上に設定した直線上の濃度に関わる平
均情報量であって、前記血管造影画像における±ｗの範
囲に対するエントロピーは次式で定義される。

【００２４】

【数１】

【００２５】図１において、断面軸の両端において、一
次および二次微分フィルタによって求めた辺縁ｆ₁・ｓ
₁およびｆ₂・ｓ₂によって囲まれた領域について求め
たｇ（ｉ）（ｉ＝１・・・ｎ）について、それぞれ最小
値を与える座標値を求め、その位置を辺縁と定義する。
これは図１ではｅ₁およびｅ₂で表すことができる。ま
たハフ変換は、図１５に示すようにｍ，Ｄ座標で表した
血管軸に沿った血管辺縁曲線上の点を、この点を通る直
線のｍ軸となす角度θとＤ軸上の切片ｂで表わすように
変換する座標変換法で、ｍ，Ｄ座標における辺縁上の１
直線はθ，ｂ座標の１点になる。ｍ，Ｄ座標における血
管辺縁差曲線上の各点においてその点を通る直線はθの
変化分だけ出来るが、それらの直線はθ，ｂ座標におい
ては対応する点として表現される。一般には、ｍ，Ｄ座
標上で最も多くの直線が対応する点（θ_m，ｂ_m）が正
常血管径を表わす直線の方程式を与える。

【００２６】正常径を求める他の方法は、血管辺縁差曲
線上の各点において接線を引き、最も多い共有接線の２
接点間が正常血管の辺縁部分となる。図１４のＡ・Ｂ間
が正常径による辺縁を示す。正常血管径が求まると、狭
窄率すなわち狭窄によって減少した径と正常径との比を
求めることができ、冠動脈形態診断の重要な要素を提供
することができる。

【００２７】このような方法により計測した結果と従来
の方法、すなわち４倍拡大した画像を対象に一次微分フ
ィルタと二次微分フィルタの混合法によって計測した結
果とを比較すると、例えば１０倍拡大画像にエントロピ
ーフィルタを適用したときの標準偏差の大きさは、４倍
拡大画像に混合法を適用したときに得られる値の３分の
１以下である。つまり、この発明の測定法は測定値のば
らつきが少なく、精密さにおいて３倍優れている。

【００２８】計測値の平均値と真値との隔たりを表す正
確さについて比較するに、１０倍拡大画像のエントロピ
ーフィルタを適用したときの隔たりの大きさは、４倍拡
大画像に混合法を適用したときの隔たりの大きさの４分
の１以下である。すなわち、この発明の隔たりのなさは
従来法の４倍以上である。単位径（例えば１ｍｍ径）に
対応する画像上の径をカテーテルによって較正するとき
は、この径は（画素数）×（１画素の長さ）で表され
る。このようにして測定値を較正するとき、１０倍拡大
画像にエントロピーフィルタを適用したときの値を１０
０とすると、４倍拡大画像に混合法を適用したときの加
重係数の違いによる値は８１から９４であった。この値
が大きいことは、微小な径変化の検出能力が高いことを
意味するので、エントロピー法の方が優れていることが
わかる。

【００２９】

【実施例】

（システム構成）図２は、この発明の概要を示す要部ブ
ロック図である。造影画像を記録したフイルム（１）を
撮像位置制御器（４）によって制御されるフイルム走行
機構（２）によってステージ（３）上を走行させ、モニ
ターカメラ（５）によって撮像された画像をインターフ
ェイス（６）を介してモニター（７）に表示して撮像す
べきコマを選択し、計測すべき領域を決定する。この領
域を高解像度カメラ（１０）によって撮像し、データ処
理部（１１）に送って所定の演算を行い、コマンドおよ
びデータ等はモニター（１２）に、画像は高解像度モニ
ター（１３）上に表示し、出力装置（１４）によって出
力する。

【００３０】撮像位置制御器（４）、インターフェイス
（６）、データ処理部（１１）および出力装置（１４）
はＣＰＵ（８）によって制御され、各部の操作は操作部
（９）によりＣＰＵ（８）を介して行われる。次に各ブ
ロックの動作概要をより詳しく図３によって説明する。
すなわち、撮像位置制御器（４）はフイルム走行制御器
（２０）およびステージ制御器（２１）によって構成す
る。操作部（９）からの操作により、フイルム走行制御
器（２０）を介してフイルムを走行機構（２）を制御
し、たとえば１秒１コマの通常使用する送り速度で前後
に送る外、前後への早送り・遅送り、１コマまたは１パ
ーフォレーションの送り、モニターカメラ（５）の撮像
位置から高解像度モニターカメラ（以下「デジタルカメ
ラ」と略称する。）（１０）の撮像位置へ送ることがで
きる。

【００３１】モニターカメラ（５）の出力はインターフ
ェイス（６）のフレームメモリー（２２）にいったん格
納し、カーソル発生器（２３）によって発生されたカー
ソルと共にオアゲート（２４）を介してＩＴＶモニター
（７）に表示する。オペレータはモニター（７）の画面
を見ながら操作部（９）の送り釦を操作して希望する画
面のコマを検索する。図４はこの検索画面（６１）を表
しており、モニターカメラ（５）によって発生した画面
には、カーソル発生器（２３）によって作成され、点線
で示した長四角のボックスカーソル（６３）が重畳して
表示される。このボックスカーソル（６３）の範囲はデ
ジタルカメラ（１０）によって撮像される範囲を示して
いる。オペレータは操作部（９）のボックスカーソル位
置調整釦を操作して狭窄を生じている箇所を中心とした
位置にボックスカーソルを移動させ、角度を調整して撮
像したい血管（６２）の長手方向がボックスカーソルの
長辺と略直交するようにする。このとき、メモリー（１
５）にボックスカーソルの左上角の座標Ｘ_S・Ｙ_Sと角
度γが記録される。

【００３２】ボックスカーソルの位置が不適切なときは
再度Ｘ・Ｙ・γの微調を行い、所要の位置にセットする
ことができる。この状態で操作部（９）の移動釦を押す
と、フイルム（１）はフイルム送り制御器（２０）によ
って自動的に高解像度デジタルカメラ（１０）の撮像位
置に送られる。

【００３３】ステージ（３）はフイルムをモニターカメ
ラ（５）、デジタルカメラ（１０）の撮像位置に精密に
セットするための移動台で、ステージ制御器（２１）に
よって制御する。フイルムのｘ方向（長辺方向）、ｙ方
向（短辺方向）に細かく移動させ、また回転させる機能
を持っている。この移動・回転はステージだけで行って
もよいが、フイルム送り機構（２）と共に動かすように
してもよい。

【００３４】もっとも、この移動はステージを固定し、
デジタルカメラ（１０）を動かすようにしてもよいこと
は言うまでもない。前記の動作により、スイッチ（２
５）により自動的にモニター（７）をモニターカメラ
（５）からデジタルカメラ（１０）に切換えるので、画
面上にはデジタルカメラ（１０）による撮像画面が表示
される。

【００３５】このデジタルカメラ（１０）には、たとえ
ば公知の多素子のＣＣＤラインセンサーを機械的に精密
副操作する方法を採用したもの等を使用することができ
る。また、デジタルカメラ（１０）としては、ハイビジ
ョンカメラ等をそのまま使うことも可能である。ただ
し、ハイビジョンカメラは高速撮像ができる利点はある
が、垂直方向の解像度が少し劣る他、動画撮像の必要が
なく、またカラー撮像の必要性の少ない本発明の場合は
無駄が多くなるという短所もある。

【００３６】デジタルカメラ（１０）による撮像では、
画質は劣る恐れはあるが高速走査によって短時間に撮像
画面を確定し、この確定画面を低速走査によって撮像
し、目標とする高画質の最終画面を得ることができる。
前記高速走査は、たとえば操作部（９）の押釦を押すこ
とにより行われ、図３に示したように、デジタルカメラ
（１０）により撮像された信号はいったんバッファメモ
リ（２６）に書込まれ、読出されたデータはフレームメ
モリ（２７）を介して、カーソル発生器（２８）および
オーバーレイメモリー（２９）のデータとともにオアゲ
ート（３０）を介して、高解像度モニター（１３）に表
示される。

【００３７】モニター（１３）としては、たとえば２，
０４８画素×３，０００ラインの解像度を有することが
必要になる。放送用のハイビジョンモニターを使用する
こともできるが、ライン数が不足するので、垂直方向を
全部表示できないこともある。モニター（１３）に表示
された画面（６４）は、図５のように、左端に縮小され
た全体画面（６５）、その内部に点線で示したカーソル
（６７）、右方にズーム画面（６６）から構成されたマ
ルチ画面を形成している。

【００３８】全体画面（６５）は図２および図３のＣＰ
Ｕ（８）の制御によりたとえば４本に１本の割合で間引
きを行いつつバッファメモリー（２６）からフレームメ
モリ（２７）の左端に書込みを行い、ズーム画面（６
６）はカーソル発生器（２８）によって発生されたボッ
クスカーソル（６７）の範囲をたとえば１・２・４・８
の倍率で補間拡大してフレームメモリ（２７）の右端に
書込みを行う。一方、ボックスカーソル（６７）はオー
バーレイメモリー（２９）の全体画面の位置に書込まれ
る。このフレームメモリ（２７）とオーバーレイメモリ
ー（２９）はオアゲート（３０）を介してモニター（１
３）に前記のマルチ画面を表示するものである。

【００３９】前記のカーソル（６７）は、その左端上部
の座標Ｘ_Z・Ｙ_Zを操作部（９）からの制御によって自
由に変えることができるので、全体画面（６５）上の任
意の位置に移動することができる。また、ズーム画面
（６６）は前記のようにたとえば１・２・４・８倍の倍
率で拡大表示できるので、全体画面（６５）の任意の位
置を任意の大きさにして表示することができる。

【００４０】以上の操作によって血管造影画像の確定画
面が得られたならば、操作部（９）のズームモード釦を
押下することによって、図５のズーム画面（６６）をさ
らに拡大して、図６のようにモニターの全面に拡大する
ことができる。この状態で、計測コマまたはボックスカ
ーソルの位置を修正する必要があるときは元に戻って補
正することができる。その必要がないときはクイックス
キャンを停止し、以後はスロースキャンとなる。

【００４１】以上説明した計測領域の設定方法は、図４
に示すように、検索したコマ上にデジタルカメラ（１
０）の撮像範囲を示すボックスカーソル（６３）を重畳
して表示し、このカーソル（６３）の範囲がデジタルカ
メラ（１０）によって撮像されたとき、血管（６２）が
水平方向に表示されるように、フイルムの移動、カメラ
とステージのｘおよびｙ方向の位置、角度の調整を行
い、図５に示すマルチ画面を利用して画面を確定する方
法をとったのであるが、さらに他の方法によってもよい
ことはいうまでもない。

【００４２】たとえば、図４において拡大撮像すべき部
分に＋印、デジタルカメラ（１０）の光軸位置を○印に
て表示し、移動釦の押下によって撮像すべき＋印の部分
をデジタルカメラ（１０）の位置に移動せしめ、高拡大
撮像した画面に重畳した角度スケールによって判明した
角度を回転させ、必要のあるときはボックスカーソルに
よって最終画面を確定する等の方法をとってもよい。

【００４３】以下、さらに、前段の計測、後段の計測、
濃度面積法による演算、カテーテルによる較正、最終デ
ータの算出と表示、画面のカラー表示、応用について詳
しく説明する。前段の計測図２および図３に示した操作部（９）の計測開始釦を押
すことにより、デジタルカメラ（１０）により上記確定
領域の撮像が行い、得られたデータをバッファメモリ
（２６）に格納する。

【００４４】次に操作部（９）によって計測項目の指定
を行う。指定できる項目はたとえば次の各種を挙げるこ
とができ、目的により適宜選択する。なお、必要により
他の項目を追加することもできる。（１）血管辺縁の検出は一次微分および二次微分フィル
タの加重和法によるか、エントロピーフィルタ法による
か。

【００４５】（２）印刷の要否（３）光磁気ディスクへの格納の要否（４）濃度面積表示の要否（５）処理対象は血管かカテーテルか（６）血管とカテーテルを同一コマまたは別コマに表示
する選択これら指定された項目は、操作部（９）からＣＰＵ
（８）に書込まれ、またモニター（１２）に表示され
る。

【００４６】図３中の計測部（３１）はフレームメモリ
（２７）から画素データの供給を受け、上記各種の計測
に必要な演算を行う。これらの演算は、ハードウェア・
ソフトウェアまたはその組合せを選択することができる
が、この発明においては処理スピードをアップするため
ハードウェアによって構成した。図７は計測部（３１）
のブロック図である。

【００４７】なお、ハードウェアは計算式が分かれば公
知の技術によって構成できるものが多いので、その大部
分は以下において計算式のみ提示したが、特徴のある部
分であるエントロピーフィルタとハフ変換回路は具体的
回路を提示する。なお、計測部（３１）内の各部回路は
操作部（９）に書込んだ処理項目により、ＣＰＵ（８）
の制御によって動作させる。

【００４８】図７において、スイッチ（４１）および
（４２）はそれぞれ（４１−１）および（４２−２）側
に切換え、加重移動平均演算回路（４３）によって数１
の演算を行い、雑音を除去する。このとき、ウインドを
たとえば２２とする。１画素ずつ演算された演算結果
は、逐次フレームメモリ（４４）に蓄えられ、演算が完
了するとスイッチ（４２）が（４２−２）側に切換えら
れる。

【００４９】スイッチ（４５）を（４５−１）側として
前記加重移動平均の完了した信号は一次微分フィルタ
（４６）および二次微分フィルタ（４７）に送り、血管
軸に直角の線上において濃度の変化を調べてその最大値
ｍａｘｄ（ｉ，ｍ）を与える断面軸上の位置ｉmaxdを求
め、その上下において、前記の数３式による一次微分お
よび数４による二次微分を行い、ｇ1 （ｉ）およびｇ2
（ｉ）を求める。

【００５０】一次微分フィルタ（４６）および二次微分
フィルタ（４７）の出力は、最大値抽出演算回路（４
８）に加え、図８に示すように、一次微分による最大値
を与える座標ｆ₁およびｆ₂を求めてこれを一次微分に
よる第１の辺縁、二次微分による最大値を与える座標ｓ
₁およびｓ₂を求めてこれを二次微分による第２の辺縁
とする。

【００５１】なお、この画面はモニター（１３）に表示
される。前記各辺縁のデータを処理範囲指定回路（４
９）に加え、それぞれｆ1 とｓ1およびｆ2 とｓ2 の範
囲を指定する。スイッチ（４５）を（４５−２）側とす
る。このときエントロピーフィルタ（５０）には、フレ
ームメモリ（４４）に蓄えられた加重移動平均回路（４
３）の出力と前記処理範囲指定回路（４９）の出力が加
えられており、加重移動平均演算を施したデータに対
し、一次微分および二次微分による辺縁によって挟まれ
た範囲について前記数１式によるエントロピー演算を行
う。

【００５２】図９はエントロピー演算回路のブロック図
である。血管軸に垂直な直線上における座標値ｉを端子
（７１）に加え、別に補助変数ｊを端子（７２）に加え
る。ｊはインクリメンター（７４）によって−ｗから＋
ｗまで変化させ、このデータをｉとの加算器（７３）に
よって（ｉ＋ｊ）を求め、メモリー（７５）に加える。
メモリー（７５）にはズーム画面の濃度値ｄ（ｉ＋ｊ）
が格納されており、加算器（７３）からの（ｉ＋ｊ）信
号によって該当画素が読出される。メモリー（７５）と
しては、フレームメモリ（２７）をそのまま使用するこ
とができる。

【００５３】メモリー（７５）から読出したデータは加
算器（７６）によって−ｗから＋ｗまでの総和をとった
出力Ｐ、ＲＯＭによって構成する対数器（７９）によっ
てｌｏｇＰ、逆数器（８０）によって１／Ｐを得る。一
方メモリー（７５）の出力ｄ（ｉ＋ｊ）はＲＯＭによっ
て構成した対数回路（７７）に加えられてｌｏｇｄ（ｉ
＋ｊ）、乗算器（７８）によってｄ（ｉ＋ｊ）とその対
数との積ｄ（ｉ＋ｊ）ｌｏｇｄ（ｉ＋ｊ）をとり、更に
乗算器（８１）によって１／Ｐとの積１／Ｐ＊ｄ（ｉ＋
ｊ）ｌｏｇｄ（ｉ＋ｊ）をとり、減算器（８２）によっ
てｌｏｇＰとの差を求める。

【００５４】ｄ（ｉ＋ｊ）はｊの増加に伴って積算が行
われる。一方、ｊのインクリメンター（７４）の出力を
比較器（８４）に加えｊがｗになったとき、その出力を
ラッチ（８５）に加えて数３の演算が完了する。出力ｇ
（ｉ）は端子（８６）から最小値抽出回路５１に出力さ
れる。前記の演算は、それぞれｆ1 とｓ1 およびｆ2 と
ｓ2 の範囲において行い、図７の最小値抽出回路（５
１）においてそれぞれ最小値ｅ1 およびｅ2 を演算し、
これをエントロピーフィルタ（５０）による第３の辺縁
とする。これらの関係位置を前記の図８に示している。
これらの辺縁はモニター（１３）に表示する。

【００５５】元の画像の不明瞭等の理由によって、明瞭
なｆ1 ・ｓ1 ・ｆ2 ・ｓ2 が求められないときは、図１
０に示すように、オペレータがモニター（１３）の画面
を見ながら操作部（９）を操作し、適宜な点に各辺縁の
位置（×印）を入力し、それらの点を直線で結んで処理
範囲とする。一般には、前記エントロピーフィルタによ
る第３の辺縁が多く用いられるが、一次および二次微分
フィルタ・データの加重和による辺縁を選択するとき
は、前記最大値抽出回路（４８）の出力を加重和演算回
路（５２）に加え、数５による演算を行って加重和ｇ3
（ｉ）を求め、図１１に示すように、その座標ｅ1 ′お
よびｅ2 ′を演算し、これを一次微分および二次微分の
加重和による第４の辺縁とする。

【００５６】一次微分および二次微分による明瞭な辺縁
が求められないときの処置も、前述のエントロピーフィ
ルタにおける手操作の場合と同様である。後段の計測図７に示したスイッチ（５３）を（５３−１）側にし、
エントロピーによる上下の辺縁ｅ₁およびｅ₂を血管軸
抽出回路（５４）に加え、上下の辺縁に対する最短距離
が等しくなる点を結んで図１０のようにエントロピー法
による血管軸ａｘとする。

【００５７】次に垂線の勾配演算回路（５９）において
図１２に示すように血管軸に垂直な直線を求める。この
直線は、たとえば血管軸を構成する５画素の平均的勾配
に垂直な直線とする。前記平均勾配は、中心となる画素
の位置を０とし、ｘ方向およびｙ方向につき、それぞれ
ｘ（ｉ）およびｙ（ｉ）を独立変数として求めた一次回
帰式に関わる量Ｓ_XY・Ｓ_XXおよびＳ_YS・Ｓ_YYとすれば、
求める垂線の勾配γは次式になる。

【００５８】

【数６】

【００５９】次に、図７に示した垂線上のデータ作成回
路（６０）において、図３のフレームメモリ（２７）上
のデータを参照しつつ、血管軸に垂直な直接ｎ上で画素
毎の濃度値をバイリニヤ補間法によって求める。ここ
に、バイリニヤ補間法は、図１３に示すように、１辺の
長さが１である方形の左上角の画素値をｆ（ｕ′，
ｖ′）とするとき、この左上角から（α，β）の位置に
おける画素値ｆ（ｕ₀，ｖ₀）を次式によって補間する
ものである。

【００６０】

【数７】

【００６１】辺縁として一次および二次元フィルタによ
る辺縁ｅ₁′およびｅ₂′の加重和を用いるときは、図
７のスイッチ（５３）を（５３−２）側に切換え、以下
同様の演算を行って、図１１に示すように血管軸ａｘ′
を求め、この血管軸に垂直な線ｎ′上における画素毎の
濃度値を前記のバイリニヤ補間法によって求める。次に
図７のスイッチ（４１）を（４１−２）側に切換え、前
記の血管軸の垂線上の濃度データｆ（ｕ₀，ｖ₀）によ
って前記と同様の操作によって次の処理を施す。

【００６２】（１）加重移動平均演算回路（４３）による数２の加重
移動平均演算（２）一次微分フィルタ（４６）および二次微分フィル
タ（４７）による前記数３および数４式の血管軸の上下
における一次微分および二次微分の演算（３）最大値抽出演算回路（４８）による一次微分およ
び二次微分の最大値を与える座標Ｆ1 ・Ｆ2 およびＳ1
・Ｓ2 の演算を行い、それぞれ血管軸の上下における第
５および第６の辺縁を求める。

【００６３】（４）処理範囲指定回路（４９）による前
記Ｆ₁とＳ₁およびＦ₂とＳ₂の範囲の指定（５）前記範囲における加重移動平均回路（４３）にお
ける加重移動平均演算（６）前記加重移動平均データに対するエントロピーフ
ィルタ（５０）によるエントローピー演算および最小値
抽出演算回路（５１）による第７の辺縁Ｅ₁・Ｅ₂算出
（７）スイッチ（５３）を（５３−１）にし、上下の辺
縁に対する垂線の長さが等しくなる点を計算して血管軸
ＡＸを求める。

【００６４】（８）辺縁として一次微分および二次微分
の加重和を用いるときは、最大値演算回路（４８）の出
力を加重和演算回路（５２）に加えて第８の辺縁Ｅ₁′
・Ｅ₂′を求め、スイッチ（５３）を（５３−２）に切
換え、同様にして血管軸ＡＸ′を求める。また、図７の
スイッチ（５３）を（５３−１）側にしてエントロピー
フィルタの辺縁データを辺縁座標差演算回路（５６）に
加え、上下の辺縁の差Ｄ＝Ｅ₁−Ｅ₂を求め、図のよう
に横軸に血管軸方向ｍ、縦軸に辺縁差Ｄをとって辺縁差
曲線をモニター１３に表示する。

【００６５】モニター１３に表示された図１４の画面に
よってハフ変換でできるかどうか検討し、ハフ変換がで
きるときは、正常径Ｖはその定義により次のようにして
求めることができ、求めた正常径はモニター（１３）に
表示する。ハフ変換ができないときは図１４に示すよう
に狭窄を生じている箇所を挟んだ狭窄を生じていない部
分に端点Ａ（ｍ_a，Ｄ_a）・Ｂ（ｍ_b，Ｄ_b）をマニア
ルで入力し、次式によって直線補間を行い正常径を求め
る。

【００６６】

【数８】

【００６７】図１５に示した辺縁差曲線上の１点（ｍ，
Ｄ）において引いた直線のＤ軸上における切片ｂとｍ軸
とのなす角θとの関係式は次式で表される。

【００６８】

【数９】

【００６９】ここでθに特定の値を与え、ｍとＤを辺縁
曲線に沿って変化させ、各（ｍ，Ｄ）ごとにｂの値を求
める。この演算をｍの全区間にわたって行う。同様の演
算をθの値を好ましい間隔で変え、（θ，ｂ）の出現頻
度の最も高い（θ_m，ｂ_m）を正常径を与える方程式の
算出に用いる。図１６は、前記の方法による正常径を求
める回路のブロック図である。（９１）は前記数８式に
よってθを変化させたときの各画素のｂを求め保存する
回路、（９２）は前記ｂを検索し同一値をとるｂおよび
その繰返数を検出して保存する回路、（９３）は繰返数
が最大となるｂを求め、次にこのｂとその繰返数を除い
て同様の検索を行い、これを所定のｎ回繰返えし、ｎ組
のθとｂ組合せを求める回路である。

【００７０】θは端子１０１から入力し、たとえば−９
０°ないし＋９０°の範囲を０．５°刻みで変化させ
る。ｍは血管軸方向の画素を表わす数字で端子（１０
３）から入力され、インクリメンター（１０４）によっ
て０から調査しようとする血管の長さ分まで変化させ
る。まず最初のθをｔａｎθの値を格納したＲＯＭ（１
０２）に加え、−ｔａｎθを出力する。乗算器（１０
５）はＲＯＭ（１０２）とインクリメンター（１０４）
の各出力の積をとり、−ｔａｎθ＊ｍを加算器（１０
７）に出力する。メモリー（１０６）はｍに対する辺縁
差Ｄ（ｍ）を格納してあり、指定されたｍに対する辺縁
差Ｄ（ｍ）を出力する。このメモリーとしては、図３の
フレームメモリ（２７）をそのまま使用することができ
る。ｍは調査しようとする血管の長さ分の画素の相当す
る数のｍが出力されるので、加算器（１０７）にはそれ
に相当する辺縁差Ｄ（ｍ）が加えられる。従って、加算
器（１０７）は乗算器（１０５）とメモリー（１０６）
の出力を加えて前記数９のｂを算出し、メモリー（１０
８）に蓄積する。次にθの値を１ステップ（０．５°）
大きくし、同様の演算を行ってメモリー（１０８）に蓄
積し、さらにθの全範囲にわたって同様の演算を繰返え
してｂのマトリックスデータを完成する。メモリー（１
０８）に蓄積されたマトリックスデータは、アドレスカ
ウンター（１０９）の制御によって一つのｂが読出さ
れ、セレクター（１１０）を介して比較器（１１１）に
被比較数として入力される。次に読出された他のｂ値は
セレクタによって比較器（１１１）に比較数として入力
され、値が一致したものはカウンター（１１２）によっ
てカウントされ、比較数が一巡するとカウンター（１１
２）に記録された繰返数はラッチ（１１３）に記録され
る。この動作はメモリー（１０８）から読出される被比
較数が一巡するまで行われ、これらのカウント数はラッ
チ（１１３）に記録される。この一巡したことの判定
は、インクリメンター（１０４）の出力を比較器（９
４）に加え、端子（９５）から入力されるｂ値の数（マ
トリックスデータの総数−１）と一致したときＥＮＤ信
号を送出することによって行われ、ラッチ（１１３）は
記録されたデータをメモリー（１１４）に格納する。次
に被比較数を次々と変え、同様の操作を行って他のｂと
同値をとる繰返数を検出し、メモリー（１１４）に格納
する。メモリー（１１４）から読出したデータは比較器
（１１５）および最大値演算回路（１１６）によって最
大値を検出し、これに該当するθ_m・ｂ_mを出力し、次
のこのｂを除いて同様な最大値検出をｎ回繰返えし、ｂ
の大きな順にｎ組のθ・ｂを得ることができる。これら
のｂは端子（１１７）からθは端子（１１８）から出力
する。

【００７１】これらｎ組のθ・ｂは、モニター（１３）
上に出力した図１４を観察することによって正常径とし
て最も適切なものを選択する。この何れも適切でないと
きは、前述したように手動操作によって正常径を入力す
る。前記の演算はエントロピーフィルタ（５０）による
辺縁について正常径を求めたものであるが、一次微分と
二次微分の加重和に辺縁を用いた方が適切なときは、ス
イッチ（５３）を（５３−２）として加重和演算回路
（５２）の出力を辺縁座標差演算回路（５６）およびハ
フ変換回路（５７）に加え、同様な操作を行って正常径
の演算を行う。

【００７２】濃度面積法による演算前記の各データは辺縁の位置すなわち血管のサイズによ
ってその機能を表現したものであったが、狭窄を生じて
いる部分といない部分における血管の断面積に存在する
造影剤の総量を表す量を知れば、血管径を推定すること
ができる。それには、図１のような断面軸上における濃
度曲線と横軸間の面積を比較する方法が考えられる。血
管の位置による相違を一層明らかにするには、図１７に
おいて、たとえば二次微分による辺縁の位置ｓ₁および
ｓ₂における濃度値ａ（ｉ）_s1とａ（ｉ）_s2を直線にて
結び、この直線と曲線間のエントロピーフィルタによる
辺縁ｅ₁とｅ₂の面積を用いる方法がある。この面積Ａ
は、前記直線上の点をｙ（ｉ）とするときには次式とな
る。

【００７３】

【数１０】

【００７４】実施例においてはこの方法を用い、図１７
の画面をモニター１３に表示させるようにした。また、
エントロピーフィルタによる辺縁に代わって、一次微分
と二次微分の加重和による辺縁の位置における濃度値を
用いてもよい。さらに、計測面積を縦軸にとり、計測位
置（ｍ座標）を横軸にとって図１４と同様のグラフを作
成し、前記方法でハフ変換を適用して正常径を求める。
この正常径値を用いて、狭窄率は、前記の数８式を適用
して算出することができる。

【００７５】カテーテルによる較正以上説明した血管造影画像は、何れも絶対寸法が明確で
はないので、寸法の分かっているカテーテルを用いて較
正を行う。ここにカテーテルとは、たとえば血管の造影
を目的として造影剤を血管内に注入する管で、人体に無
害で安全な材質が選ばれる。もっとも、較正に用いる管
は実際に用いるものでなくても、それに該当するもので
あってもよい。

【００７６】カテーテルは通常血管造影時に造影血管と
ともに同時に撮影されるが、カテーテル像が同時に撮影
されない場合には、カテーテル像のみ少なくとも同一装
置、同一条件下において同一フイルム上に撮影すること
が望ましい。そのためには、カテーテルの周囲に水を配
する等できるだけ人体内部と同じ環境を作り、できれば
患者の計測箇処近くに配置してフイルムに撮影すべきで
ある。

【００７７】このようにして撮影したフイルムを前記と
同様にして該当するコマを検索し、カテーテルの計測領
域を選定して一連の計測処理を行い、エントロピーフィ
ルタまたは一次微分および二次微分フィルタの加重和に
よる辺縁差を求めれば、この辺縁差に該当するデジタル
カメラ（１０）の画素数が分るので、カテーテルの内径
をこの画素数で除すことによって画素当りの絶対値を知
ることができる。計測しようとする血管の辺縁差の絶対
値は、同様な操作によって求めた血管の辺縁差の画素数
に、前記の画素の絶対値を乗ずることによって求めるこ
とができる。

【００７８】最終データの算出と表示正常径は、１０パーセントの変動があるものとみなし、
前述の演算によって求めた正常径を平均的正常径とし、
これより１０パーセント低い濃度値における血管径を仮
想的下限正常径とする。図１８はこれらの関係を示し、
辺縁差曲線・正常径位置を示す直線およびこれより１０
パーセント下がった位置における直線はモニター（１
３）に表示する。

【００７９】仮想的下限正常径以上の値の径データは、
正常径範囲における血管径の標準偏差の算出に用いる。
狭窄によって減少した血管径Ｄ（ｍ）と正常径Ｖ（ｍ）
とを用いて、狭窄率Ｓ _t（ｍ）を表せば次式となる。

【００８０】

【数１１】

【００８１】ｍを変化してこれに対応するＳ_t（ｍ）を
求め、図１９の如き狭窄率曲線をモニター（１３）上に
表示する。図１９の狭窄率曲線上に複数のカーソル
（１，２，・・・，ｎ）を表示し、この点におけるたと
えば図２０のデータを演算し、モニター（１２）表示す
る。この他、平均狭窄率（％）・平均絶対径（μｍ）・
狭窄部を含んだ平均正常径・および正常径範囲における
血管径の標準偏差を演算し、モニター（１３）に表示す
る。

【００８２】血管の辺縁と正常径の関係位置を一覧でき
るように、たとえばモニター（１３）にエントロピーフ
ィルタによる上下の辺縁Ｅ₁（ｍ）・Ｅ₂（ｍ）および
正常径Ｖ（ｍ）を図２１のように表示する。次式の通り
の正常径の範囲における濃度面積Ａ_a（ｍ）と狭窄を生
じている部分の濃度面積Ａ_b（ｍ）との差と、正常径の
濃度面積との比を、濃度面積による狭窄率Ｓ_n（ｍ）と
する。

【００８３】

【数１２】

【００８４】この狭窄率は必要によって求めるものと
し、このときは狭窄を生じている各部における狭窄率を
演算し、図１９と同様な狭窄率曲線をモニター（１３）
に表示する。また、カーソルで指示した複数の点につい
てのＡ_a（ｍ）・Ａ_b（ｍ）およびＳ_n（ｍ）を表に
し、また例えば平均狭窄率（％）等のデータを求めるこ
とができる。

【００８５】図３に示したプリンタ（３２）には、たと
えば、患者名・生年月日・冠動脈造影撮影年月日・撮影
装置・撮影角度・Ｘ線源とベッドとの距離・血管径を求
めた血管名・最大狭窄率を出力し、個人データの印刷を
行う。各画面データおよび関連する諸データは大量にの
ぼるので、必要により大容量メモリー、例えば光磁気デ
ィスク（３３）等に蓄積しておくことが望ましい。これ
らのデータとしては、例えば次のものを挙げることがで
きる。

【００８６】（１）前に挙げた個人データ（２）モニターカメラ１によって撮像した画像データ（３）図１４の辺縁差曲線（４）図２１の上下の辺縁と正常血管径を表示した画像（５）図２０のデータ画面のカラー表示モニター（１３）として高解像度のカラーブラウン管を
使用し、図３に示すようにフレームメモリ（２７）をＲ
・Ｇ・Ｂのメモリー板によって構成する場合には、たと
えば図２１においては、血管内に相当する辺縁間は薄い
赤色で充填し、正常径は青色等で表示することができ
る。また、図１・３・５・６・８・１０・１１・１２・
１４・１７・１８・１９においても同様にして各種の色
を使い分けて、見易くまた各部の識別を容易にすること
ができる。

【００８７】フイルム（１）がカラーフイルムのときは
完全なカラー表示による画面を得ることができ、一層の
臨場感を得られ、別の効果が期待できる。ただしこのと
きは、デジタルカメラ（１０）の撮像はフィルタを替え
て３回行う必要がある。本システムの構成、システムを
構成する各単位機器、データの算出方法、データのまと
め方、データの格納方法およびその表示方法は、その技
術思想を同じくするものである以上は前述した実施例に
とらわれるものではない。

【００８８】応用前記の説明は冠動脈を対象にしたものであるが、他の血
管、たとえば頸動脈についても適用できることは明らか
である。さらに輸胆管・尿道等についても同様の狭窄状
況の精密計測に応用することができる。また、フイルム
に撮像した管状のものであれば、その狭窄等の変形状態
を観察し計測することができるので、広く産業上に応用
することが考えられる。

【００８９】

【発明の効果】以上詳しく説明した通り、この発明によ
り、フイルム造影画像から、極めて簡単な操作によって
計測すべきコマを検索でき、検索したコマから計測領域
の選択操作もカーソルを利用し全て自動的に計測領域を
水平にして表示できるので、操作が極めて簡単で容易と
なる。

【００９０】そして、この発明においては、高拡大高解
像度のカメラを使用しエントロピーフィルタを適用して
いるので、従来技術に比べ精密さにおいて３倍、正確さ
において４倍以上優れ、また微小な径変化の検出能力が
高い利点がある。また、この発明においては、エントロ
ピーフィルタによって検出した辺縁から中心軸を算出
し、この中心軸に垂直な線上において更にエントロピー
フィルタを適用しているので、極めて実際に近い辺縁を
求めることができる。さらに、この発明においては、ハ
フ変換によって正確な正常径を算出しており、このため
信頼性のある狭窄率を求めることができる。

【００９１】しかもこの発明では、時間のかかる膨大な
演算をハード回路によって処理しているので、処理スピ
ードが極めて速い利点があり、エントロピーフィルタに
よる辺縁と一次微分と二次微分の加重和による辺縁を画
像の状態によって適当な方を選択することができる。狭
窄率をハフ変換によって求めた正常径から算出する方法
と、濃度面積法によって狭窄率を算出する方法を自由に
選択することもできる。

【００９２】以上の通り、この発明によって、高精度の
血管径計測が可能となる。このため、本装置を用いて血
管造影画像から注目する血管枝の管径を求め、数値化し
て記録を残すと種々の臨床研究に役立ち、その結果、更
に心臓疾患や動脈硬化の病態が明らかとなり、ひいては
診断治療法の向上が期待できる。たとえば、現在、心血
管の狭窄部位の種々の治療法が提案され実施されている
が、疾患の状態と予後の関係は必ずしも明らかではな
い。そこで治療前の造影画像を対象とした管径計測と治
療後の患者の状態を詳しく検討すれば、治療前の管径計
測結果から患者にとって予後が良好な治療術の選択法が
見出されることが期待される。また、これらの研究の結
果、この装置の使用により有効な治療法の選択が可能と
なれば、日常の診断治療にも有効に利用されるものと考
えられる。このような点を綜合すると、この装置は全国
の基幹医療施設に導入されるべき装置だと考えられる。

【図面の簡単な説明】

【図１】血管軸に垂直な線上における造影剤の濃度曲線
である。

【図２】この発明の装置概要を示す要部ブロック図であ
る。

【図３】この発明の装置概要を示す全体ブロック図であ
る。

【図４】モニターカメラによって撮像されたフイルムコ
マの検索画面である。

【図５】全体画面とズーム画面のマルチ画面図である。

【図６】モニター画面全体に広げた拡大ズーム画面図で
ある。

【図７】各種の演算を行う計測部のブロック図である。

【図８】一次微分・二次微分およびエントロピーフィル
タによって検出した辺縁の位置を示す図面図である。

【図９】エントロピーフィルタの構成を示すブロック図
である。

【図１０】エントロピーフィルタによる辺縁から血管軸
の検出およびマニアルで一次および二次微分による辺縁
を入力する説明図である。

【図１１】一次および二次微分フィルタの加重和による
辺縁から血管軸を検出する説明図である。

【図１２】血管軸に対する垂線の説明図である。

【図１３】バイリニヤ補間法の説明図である。

【図１４】正常径の補間法の説明図である。

【図１５】ハフ変換の説明図である。

【図１６】ハフ変換回路のブロック図である。

【図１７】濃度面積法の説明図である。

【図１８】仮想的下限正常径の説明図である。

【図１９】狭窄率曲線およびカーソルによる狭窄率関係
データの算出位置を示す図面図である。

【図２０】演算結果の表示例図である。

【図２１】上下の辺縁と正常血管径を表示する画面図で
ある。

【符号の説明】

１フイルム２フイルム走行機構３ステージ４撮像位置制御器５ＩＴＶカメラ６インターフェイス７ＩＴＶモニター８ＣＰＵ９操作部１０高解像度カメラ（デジタルカメラ）１１データ処理部１２データ等のモニター１３高解像度モニター１４出力装置１５メモリー２０フイルム走行制御器２１ステージ制御器２２フレームメモリー２３カーソル発生器２４、３０オアゲート２５、３４、４１、４２、４５、５３スイッチ２６バッファメモリー２７、４４フレームメモリー２８カーソル発生器２９オーバーレイメモリー３１計測部３２プリンタ３３光磁気ディスク４３加重移動平均演算回路４４フレームメモリ４６一次微分フィルタ４７二次微分フィルタ４８最大値抽出演算回路４９処理範囲指定回路５０エントロピーフィルタ５１最小値抽出回路５２加重和演算回路５４中心軸抽出回路５５断面積算出回路５７ハフ変換回路５８管変形形状計算回路５９垂線の勾配算出回路６０垂線上のデータ作成回路６１検索画面６２血管６３カーソル６４マルチ画面６５全体画面６６ズーム画面６７全体画面上に表示されたカーソル７１ｉ入力端子７２ｊ入力端子７３、７６加算器７４インクリメンター７５メモリー７７、７９ｌｏｇ値ＲＯＭ７８、８１乗算器８０逆算器８２減算器８３ｗ入力端子８４比較器８５ラッチ８６ｇ（ｉ）出力端子９１ｂ算出回路９２ θを変化させたときの同一ｂの最大数算出回路９３前記最大数中の最大値算出回路９４比較器９５ｎ入力端子１０１ θ入力端子１０２ −ｔａｎθＲＯＭ１０３ｉ入力端子１０４インクリメンター１０５乗算器１０６、１０８メモリー１０７加算器１０９アドレスカウンター１１０セレクタ１１１比較器１１２カウンター１１３、１１５ラッチ１１４、１１６最大値演算回路１１７ｂ値出力端子１１８ θ値出力端子

フロントページの続き (51)Int.Cl.⁷ 識別記号ＦＩＧ０６Ｔ 7/00 Ｇ０６Ｆ 15/70 ３３０Ｆ (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) G01B 15/00 - 15/08 A61B 10/00 G01B 11/00 - 11/30 102 G06T 1/00 G06T 5/20 G06T 7/00

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】冠状動脈等の造影画像の所要領域を高拡
大して読み取る画像読み取り手段と、血管造影画像にお
いて一次微分フィルタおよび二次微分フィルタによって
求めたそれぞれ上下の第１および第２の辺縁の領域内あ
るいは目視によって定めたそれぞれ上下の第１および第
２の辺縁の領域内における±ｗの範囲に対して、【数１】で表されるエントロピーｇ（ｉ）（ｉ＝１・・・ｎ）が
最小値となる２つの座標値を求め、その位置を辺縁と定
義するエントロピーフィルタによって血管辺縁を抽出す
る抽出処理手段とを有し、拡大画像からエントロピーフ
ィルタによって辺縁抽出して血管径を高精度計測するこ
とを特徴とする造影血管高精度管径計測装置。
【請求項２】冠状動脈等の造影画像フイルムの計測コ
マを検索する手段と、該検索した計測コマから計測領域
を高拡大高解像度で読取る手段と、該読取った計測領域
のデータからエントロピーフィルタおよびハフ変換を含
む演算回路によって血管の辺縁・血管軸・正常径を抽出
する手段と、狭窄率を演算して出力する手段とによって
構成する請求項１の造影血管高精度管径計測装置。
【請求項３】血管造影画像フイルムを順次モニター・
カメラで読取り、これをモニター上に表示し、管径計測
の対象となるフイルムのコマを選択し、高拡大すべき計
測領域をモニター画面上に表示し抽出するための造影画
像表示用モニターを備えている請求項２の造影血管高精
度管径計測装置。
【請求項４】請求項３で決定した高拡大すべき計測領
域についての信号がフイルム走行機構およびフイルム・
ステージに送られ、前記選択されたコマが高拡大画像読
取装置のフイルム・ステージ上に移され、前記請求項２
で決定した高拡大画像読取装置の撮像範囲が前記計測範
囲と一致するように、高拡大読取装置とフイルム・ステ
ージとの相対位置を自動的に移動できるようにした請求
項３の造影血管高精度管径計測装置。
【請求項５】一次微分フィルタおよび二次微分フィル
タによって求めたそれぞれ上下の第１および第２の辺縁
の領域内において、エントロピーフィルタまたは前記第
１および第２の辺縁の加重和によって求めたそれぞれ上
下の第３または第４の辺縁から血管軸を求め、該血管軸
の垂直線上においてバイリニヤ法によって求めた濃度値
に対し、再び前記の演算によってそれぞれ上下の第１な
いし第４の辺縁に該当するそれぞれ上下の第５ないし第
８の辺縁を求め、該それぞれ上下の第７または第８の辺
縁差をとり、狭窄箇所を含む血管の範囲に対してそれぞ
れハフ変換を施してそれぞれの正常径を求め、該正常径
と辺縁差からそれぞれ狭窄率を求める請求項２の造影血
管高精度管径計測装置。
【請求項６】血管軸方向の位置ｍを横軸にとり、この
ｍに対応する血管の両辺縁の位置の差Ｄ（ｍ）を縦軸に
とった血管の辺縁差曲線上の１点において引いた直線が
横軸となす角をθ、縦軸上の切片をｂとするとき、ｍお
よびθを変化せしめたときそれに対応するｂの中より同
一の値をとるｂの数を検出し、その数が最大となるｂか
ら大きい順に所定の数のθとｂの組合せを検出し、この
組合せの中から血管の狭窄部における正常径を検出する
ようにした請求項２または５の造影血管高精度管径計測
装置。