JP4418564B2 - Artificial bone design system for compensation and method for manufacturing artificial bone for compensation using the same - Google Patents

Description

【００２７】
ここで、積分は透過したＸ線ビームの方向Ｌに沿った線積分を表す。この式で、両辺の対数をとると数２となる。
【００２８】
【数２】

【００２９】
すなわち、Ｘ線の入射強度と透過強度の比の対数が、Ｘ線ビームに沿った吸収係数の積分値に略等しい。そこで、Ｘ線ビームの方向を一定に保ちながらＸ線源と検出器とを同期させて移動（並進運動）させると、この並進運動による操作によりこの角度の投影データが得られる。そして、角度を所定間隔（例えば１゜）ずつ回転させて同様の操作を繰り返すことにより、全ての方向からの投影データ（投影積分値）が得られる。これらのデータは全てコンピュータに記憶され、そこでその投影データから、逐次近似法やフーリエ変換法あるいはフィルタ補正逆投影法等の公知の像再構成法によって各点でのＸ線吸収係数μ（ｘ，ｙ）が算出され、断層像が得られる。
【００３０】
なお、通常の臨床診断では便宜的にＣＴ値と呼ばれる相対吸収係数が導入され、例えば水を０、空気−５００、骨５００にとり、その中を例えば１０００等分して値を示す。本発明においては、特に骨の画像を抽出する必要があるが、基本的には他の組織のＣＴ値との隔たりにより、その抽出処理が行われることとなる。そして、断層画像では、図１４（ｂ）に示すように、そのＣＴ値を適当な階調閾値により区切り、各閾値間のＣＴ値の区間に異なる表示色（あるいは濃度）の画素出力を表示色インデックスを用いて割りふることにより、同じＣＴ値区間に属する画素領域が同一色にて表示される形で画像化されるのである。なお、画像表示に関しては、特定の吸収係数の幅の中にだけ階調を付けて、他は黒（又は白）で表現する、ウィンドウ機能が導入されていることも多く、関心のある対象（例えば骨部）についてコントラストのよい画像を得るようにすることも可能である。
【００３１】
図２は、本発明の一実施例に係る補填用人工骨設計システム（以下、単に設計システムともいう）４０、及び、それを用いた補填用人工骨製造用加工システム（以下、単に加工システムともいう）１の電気的構成を示すブロック図である。設計システム４０の中核をなすのはコンピュータ５０であり、Ｉ／Ｏポート２と、これに接続されたＣＰＵ３、ＲＯＭ４、ＲＡＭ５、ハードディスク装置等で構成された記憶装置６とを含む。なお、Ｉ／Ｏポート２には、フロッピーディスク、光磁気ディスク、光ディスク（ＣＤ−ＲＯＭ）など、デジタル断層画像データを記録したデータ記録媒体を読み込むためのデータ読取り装置８、断層画像のフィルムやハードコピー出力を読み取るためのイメージスキャナ７、表示制御部１０とこれに接続された表示装置１１、キーボード１２及びマウス１３等の入力部が接続されている。
【００３２】
記憶装置６には、設計システム４０及び加工システム１の基本機能を実現するための、制御プログラム２００が記憶されている。該制御プログラム２００は、骨部データ抽出プログラム２０１、骨部外形線三次元合成プログラム２０２、三次元形状データ作成プログラム２０３、切削（加工）最適位置決定プログラム２０４、切削（加工）プログラム２０５、シミュレーションプログラム２０６を含む。また、記憶装置６には、設計データ記憶部２０７が形成され、図５に示すように、オペ対象者（患者）を特定するためのオペ対象者特定データと対応づけられた形にて、その欠損部を埋める補填用人工骨の設計データが記憶されている。そして、ＣＰＵ３は、記憶装置６に記憶された各プログラム２０１〜２０６を、ＲＡＭ５のプログラムワークエリア５ａを用いて実行することにより、設計システム４０及び加工システム１の基本的な作動制御処理、すなわち、工程毎に必要な機能実現手段を実現するための制御を行う。また、三次元形状データ作成に必要な設計データは、ＲＡＭ５のデータ格納エリア５ｂに格納してプログラム処理に供される。
【００３３】
図８は、オペ対象者（患者）の頭部を示すレントゲン写真の一例であり、頭部上部をそれぞれ水平に横切る形にて、上下に略等間隔（例えば頭部に対する実寸法にて約５ｍｍ間隔）に並ぶ白抜きの破線が、断層撮影を行う断層位置ＳＣを示している。図６に示すように、設計データは、これら各断層位置（以下、スライスともいう）を特定するスライスＮｏ．と対応づける形で、断層撮影により得られる断層画像の多階調原イメージデータと、後に述べる処理により、骨部のみを抽出する形でこれを二値化した骨部抽出二値化データとを含む。また、その二値化した骨部抽出二値化データを用いて生成された骨部外形線データを、断層位置配列に従い三次元合成した骨部外形線三次元合成データと、これを用いて後に述べる処理により設計・作成される補填用人工骨の三次元形状データも含まれる。
【００３４】
人体断層画像の画像データとしては、例えば、図３（ｂ）に示すように、Ｘ線ＣＴ（あるいは、ＮＭＲ）等の断層画像撮影装置にて取得された撮影信号に基づいて、直接デジタル画像信号として記録されたものを使用することができる。例えばＣＴスキャナの場合、ＣＴスキャナを介して撮影されたＸ線吸収率を反映した原信号データは、入力信号ケーブルを介してＣＴ装置解析コンピュータに取り込まれ、ここで前述の像再構成のための公知の処理が行われて、断層画像出力のためのデジタル濃淡画像データ（断層データ）が作成される。この断層データはは、データ出力ケーブルを介して直接設計システム４０のコンピュータ５０に直接転送してもよいが、それが不可能な場合は、通信ネットワークを用いて転送したり、あるいは前述のデータ記録媒体９（図２）に一旦記憶して、データ読取り装置８を介して読み取らせてもよい。
【００３５】
上記方式の利点は、デジタル濃淡画像データを直接利用するために画像が極めて鮮明であり、ノイズ等の影響も受けにくいこと、デジタル合成によりスライス間の像の位置決めに際しても、アナログ的な誤差の影響を全く受けない点にある。しかしながら、以下のような欠点もある。まず、断層撮影装置の機種により断層データのフォーマットが異なることが多く、特殊なフォーマットのデータは利用できない場合もあることが挙げられる。また、断層撮影を行った病院側でデータ消去してしまった場合や、あるいは装置機種によりデジタル画像データの出力が不能な場合などは、根本的に対応不可能である。
【００３６】
そこで、この欠点を補完する方式として、図３（ａ）に示すように、人体断層画像の画像データとして、Ｘ線ＣＴ、ＮＭＲ等の断層画像撮影装置において、モニタ画像の撮影フィルムあるいは画像印刷物として出力された画像ハードコピー８０を、イメージスキャナ７により画像データ化したものを使用する態様を例示できる。この方法であれば、データ消去された場合や、あるいはデータ出力不能のＣＴ装置等の場合でも、撮影フィルムあるいは画像印刷出力等の画像ハードコピー８０さえ残っていれば、これを画像読取りすることでデジタル濃淡画像データを得ることができる。
【００３７】
図２に戻り、設計システム４０にはデータインターフェース１４を介して加工装置１５が接続され、前記設計システム４０とともに加工システム１を構成している。この加工装置は、セラミック被加工材料の切削加工に適したものであれば、特に限定されるものではないが、この実施例では例えば縦フライス盤を利用したＮＣ加工機で構成している。図４は、そのハードウェア構成の一例を概略的に示すブロック図である。すなわち、セラミック被加工材料Ｗは、公知のねじ軸機構により水平面内のワーク送り（Ｘ−Ｙ方向）を司るＸ−Ｙテーブル６０上に固定され、他方、工具（フライす）ＴＬをモータ６４にて回転させる加工ヘッド６５は、ねじ軸機構を介してモータ６３により上下方向（Ｚ方向）に移動可能となっている。
【００３８】
Ｘ−Ｙテーブル６０のＸ軸方向及びＹ軸方向の送りを司るモータ６１，６２、加工ヘッド６５のＺ軸方向送りを司るモータ６３、さらには、工具回転用のモータ６４は、全て、各モータの回転軸と連動回転するパルスジェネレータＰＧにより回転角度位置及び回転速度の検出がなされ、その検出情報のフィードバックを受けるサーボコントローラにより回転制御される。各サーボコントローラは、制御用コンピュータ５５（Ｉ／Ｏポート５６とこれに接続されたＣＰＵ５７、ＲＯＭ５８、ＲＡＭ５９等を含む）に接続されている。制御用コンピュータ５５は、データインタフェース１４を介して設計システム４０に接続されており、作成された三次元形状データに基づいて出される加工制御信号（例えば加工パスデータの信号）を受けて、各サーボコントローラへモータ６１〜６４の駆動指令信号を送る。
【００３９】
以下、三次元形状データの作成処理の流れについて、順に説明を行う。まず、断層画像に基づく骨部外形線情報の生成処理であるが、これは図２の骨部データ抽出プログラム２０１により実行される。ここでは、該プログラム２０１は、ＣＰＵ３が主体となるコンピュータ５０を、以下の手段として機能させる役割を果たす。
▲１▼骨部領域抽出手段：互いに異なる複数の断層位置にて撮影された断層画像９０のそれぞれにおいて、骨部画像領域８５を抽出する。
▲２▼骨部外形線情報生成手段：その抽出された骨部画像領域８５に基づいて、最終的に骨部として定めるべき領域の外形線情報である骨部外形線情報１０３を生成する。また、断層画像９０を構成する画素濃度に対する、骨部領域抽出のための閾濃度レベルＫＳを、断層位置ＳＣに応じて異なる固有の値に設定する。
【００４０】
図９は、Ｘ線ＣＴによる断層画像９０の例を示しており、（ａ）は図８の最も下層側から見て第３層目（眼窩を横切る位置）の、（ｂ）は第１４層目（眼窩の上縁よりも数層上の位置）の、（ｃ）は第２４層目（頭頂部に近い）の各断層位置の多階調原イメージを示すである。いずれも、画像上側が顔側（正面側）であり、やや暗い灰色の領域として頭部の輪切り輪郭が表れ、頭蓋骨部として推定される画像領域（骨部推定画像領域；頭部外形に沿って環状に表れている部分）がなるべく白っぽく表れるように、画素の濃度レベル設定が行われている。図１２の模式図を参照して説明すれば、骨部推定画像領域１００は、着目している骨部の概略位置に対応して、所定の輝度Ｋ０以上にて背景との間に目視識別可能なコントラストを有して表れている領域をいう。その外縁部には、後述するぼけによるグラデーションが形成され、背景部分との境界が不明瞭となる場合があるが、この境界は骨部外形線１０３を決定する上でそれほど重要な役割を果たすことはない。他方、基準濃度レベル領域１０２は、その骨部推定画像領域１００の内側にあって、予め定められた画素濃度レベル（例えば、輝度がＫｉ以上である画素濃度レベル）である基準濃度レベルを有する領域であり、ほぼ確実に骨部に属すると断定しうる領域である（ただし、画像表現上は白黒が反転していても骨部の識別は同様に問題なく可能である。この場合は、逆にある輝度Ｋｊ未満の濃度レベルを基準濃度レベルとすればよい）。
【００４１】
図９（ａ）〜（ｃ）を見て判明することは、上層側に位置するものほど骨部推定画像領域の幅（頭蓋骨の厚さに対応する）が大きくなっていることである。これは、骨部厚さの相違というよりも、むしろ、以下のような要因による像ぼけの影響を受けているものと考えられる。すなわち、図１１（ａ）に示すように、多くのＸ線ＣＴ装置において断層画像は、断層撮影に使用するＸ線ビームが、一定以下の径には絞れないこともあって、図１１（ａ）及び（ｃ）に示すように、ある厚さをもった板状のスライス領域ＳＣ、例えばある断層位置と隣接する断層位置との間に挟まれるスライス領域ＳＣ１、ＳＣ２など、所定幅の人体スライス領域ＳＣからの累積断層情報（人体スライス領域ＳＣの厚さ方向にわたる一種の積分的な情報）に基づいて画像化される。この場合、特に頭蓋骨の眼窩開口部上縁よりも上の部分（例えば額よりも上の部分）において、下側のスライス領域ＳＣ１では、頭蓋骨ＳＫＬの壁部は、頭部軸線の向きからの隔たりの小さい比較的立った状態となっているのに対し、上側のスライス領域ＳＣ２では、頭蓋骨ＳＫＬの壁部は内側への傾斜が大きくなる。
【００４２】
この場合、図１１（ｃ）に示すように、頭蓋骨ＳＫＬの壁部が骨部推定画像領域１００を形成することになるのであるが、上記のようにスライス領域ＳＣの厚さ方向の積分的な情報により画像化される関係上、頭蓋骨ＳＫＬが傾斜している分だけその投影面積が拡がり、像ぼけにつながってしまうのである。具体的には、図１１（ｄ）に示すように、頭蓋骨ＳＫＬの傾斜の度合いが大きいスライス領域ＳＣ２の場合、頭蓋骨ＳＫＬのうちスライス領域ＳＣ２の全厚さにわたって位置する部分ＣＰは、頭蓋骨ＳＫＬの幅方向中央付近に限定される形となる。この部分は、画素の輝度がＫｉ以上の基準濃度レベル領域１０２となる部分である。他方、その両側部分ＣＱは厚さ方向の一部のみを占めるので、輝度がＫｉ未満の部分となって表れるが、背景部分の上限輝度Ｋ０より高いことに変わりはなく、骨部推定画像領域１００に組み入れて識別せざるを得ない。結果として、骨部推定画像領域１００の幅Ｗ”は実際の頭蓋骨ＳＫＬの幅Ｗよりも相当大きくなってしまう（つまり、ぼけてしまう）のである。他方、基準濃度レベル領域１０２の幅Ｗ’は、逆に頭蓋骨ＳＫＬの幅Ｗよりも小さくなってしまうので、これも正しい幅Ｗとして採用することはできない。一方、頭蓋骨ＳＫＬの傾斜の度合いが大きいスライス領域ＳＣ１では、上記のような傾向はそれほど顕著ではなくなる。
【００４３】
そこで、図１２に示すように、頭蓋骨ＳＫＬの眼窩開口部上縁よりも上の部分において、頭蓋骨壁部の傾斜に由来した骨部推定画像領域１００のぼけ拡がりの影響が緩和されるように、基準レベル領域１０２と最終的に定めるべき骨部外形線１０３との位置関係を定めるようにすれば、断層位置による像ぼけの大小に応じて骨部外形線１０３の決定位置を調整することができ、骨部外形線１０３をより正確に決定することが可能となる。図１２に示すように、骨部推定画像領域１００は、頭蓋骨の厚さ方向において、その中央に基準濃度レベル領域１０２が現われるとともに、外側に向かうほど画素濃度レベルが増加（反転した濃度設定を行う場合は、減少）する形でぼけ拡がりを呈する。そして、骨部外形線１０３の位置を、ぼけ拡がりの向きにおいて基準濃度レベルＫｉから、所定の値だけ隔たった閾濃度レベルＫＳを有する画素位置として定めることができる。
【００４４】
そして、ぼけ拡がりが小さい場合は、骨部外形線１０３の位置は基準レベル領域１０２の境界の隔たりが小さくなるように設定され、逆に大きい場合は隔たりが大きくなるように設定される。より正確な位置決定のためには、骨部推定画像領域１００のぼけ拡がりが比較的小さい、下層側の断層位置の基準レベル領域形状を参照して、それより上層側の断層位置の骨部外形線１０３を決定することが有効である。例えば、ぼけ拡がりの大きい上層側の断層位置では、下層側の基準レベル領域の幅から骨部幅を推定して、その骨部幅の端点位置に対応する画素の濃度レベルを読みとり、これを用いて閾濃度レベルＫＳを決定することも可能である。
【００４５】
また、このような閾濃度レベルＫＳを設定することは、例えばぼけ拡がりの小さい下層側の断層画像でも有効となる場合がある。例えば、図１１（ｂ）に示すように、Ｘ線ＣＴの断層画像を、モニタ出力のフィルム撮影により得る場合に、モニタ画面とフィルム膜面とがある程度隔たっているために、頭蓋骨部が位置する像外側部分ほど像拡がりが生じやすく、下層側の断層位置でもこれが原因となる像ぼけが不可避的に発生することがある。そこで、これを考慮して閾濃度レベルＫＳにより骨部外形線１０３の境界位置を補正すれば、より正確な外形線が得られる。
【００４６】
次に、頭蓋骨壁部の傾斜によるぼけ広がりの影響を受け難くするためには、閾濃度レベルＫＳは、軸線方向において頭蓋骨の上側に位置する断層位置ほど、基準濃度レベルＫｉからの隔たりが大きくなる値として定めることが望ましい。前述の通り、上層に位置する断層位置ほど基準濃度レベル領域幅は狭くなり、特に頭頂部に近い断層位置（スライス）では、図１１（ｄ）において頭蓋骨壁部の傾斜をさらに大きくした場合からも容易に類推される通り、基準濃度レベルＫｉ以上を満たす領域、すなわち、基準濃度レベル領域１０２自体が失われてしまうこともある。しかしながら、現実には骨部は断面上に必ず表れているのであり、しかも傾斜している分だけ断面幅も大きくなるはずである。そこで、閾濃度レベルＫＳを基準濃度レベルＫｉから離れた値として設定することで、より正確な骨部外形線の決定が可能となる。
【００４７】
以下、閾濃度レベルＫＳの具体的な設定方法について説明する。例えば、図２の表示装置１１は、各断層位置の断層画像９０を表示する断層画像表示手段として機能する。そして、閾濃度レベルＫＳは、各断層位置の断層画像９０を参照しつつ手動入力することができる。例えば、プログラム２０１により実現される骨部外形線情報生成手段には、図１２に示すように、閾濃度レベルＫＳを多段階又は無段階に可変入力設定する閾濃度レベル入力手段９９と、その可変入力される閾濃度レベルＫＳに応じて断層画像表示手段（表示装置）１１に対し、抽出される骨部画像領域８５を他の画像領域と識別可能に可変出力させる骨部画像領域表示制御手とを、機能付与することができる。
【００４８】
図１２（ａ）に示すように、表示装置１１の画面上に表示される断層画像には、画素濃度レベルが前述の輝度Ｋ０以上である骨部推定画像領域１００が表れている。そして、その画面上には閾濃度レベル入力手段としての閾濃度レベル入力バー９９が形成されている。これは、ポインタＰをバーの長さ方向にマウスドラッグ等によりスライド移動させることにより、設定閾濃度レベルＫＳを無段階連続的に（あるいは有限複数段階により断続的に）変化させることができるようになっている。そして、表示装置１１の画面上では、設定された閾濃度レベルＫＳを二値化閾値として、それよりも輝度の大きい画素が、残余の画素に対して識別可能な出力状態（例えば赤等の特定の色彩）に設定され、骨部領域８５として表示される。そして、その骨部領域８５の外縁位置を与える画素の列が、骨部外形線１０３を形成する。すなわち、骨部外形線情報は、上記のような二値化により形成される骨部領域８５の外縁点の集合からなる点群データとして与えられることとなる。
【００４９】
そして、閾濃度レベル入力バー９９の操作により閾濃度レベルＫＳを設定変更すると、図１２（ｂ）により、変更後の閾濃度レベルＫＳにより再度二値化処理が行われ、骨部領域８５の表示状態が画面上でリアルタイムにて変更される。オペレータは、閾濃度レベル入力バー９９を操作して、骨部領域８５の表示状態の変化を観察しつつ、例えば他のスライスにて確定した骨部領域８５の幅と、スライスの位置等を考慮して、最適と思われる設定閾濃度レベルＫＳを選択する。これにより、最終的な骨部領域８５及び骨部外形線１０３の点群データが確定・記憶される。
【００５０】
一方、上記の骨部外形線情報生成手段は、図１３に示すように、各断層位置毎の個別の閾濃度レベルＫＳの記憶値１０５と、各断層位置毎の閾濃度レベル値を演算するための演算プログラム１０５’との少なくともいずれかを、閾濃度レベル生成源として記憶した閾濃度レベル生成源記憶手段と、着目している断層位置に対応する閾濃度レベル値を、閾濃度レベル生成源に基づいて決定する閾濃度レベル値決定手段とを備えるものとして構成することもできる。この場合、その決定された閾濃度レベル値に対応する画素位置を、骨部外形線１０３の位置として定めるようにする。図１３（ｃ）に示すように、スライス（断層位置）毎の閾濃度レベル値ＫＳ（＝ＫＳ１、ＫＳ２‥‥）の値をメモリ１０５に記憶しておき、着目しているスライスの閾濃度レベル値ＫＳを適宜読み出して決定することができる。また、断層位置毎の閾濃度レベル値を演算するために、断層位置（スライスＮｏ．）と閾濃度レベル値ＫＳとの関係を関数式１０５’の形で記憶しておき、これを用いて閾濃度レベル値ＫＳを決めることもできる。
【００５１】
なお、ＫＳの値を直接記憶していなくとも、最終的には骨部外形線１０３の位置が決まればよいのであるから、閾濃度レベル値ＫＳを反映した情報として、以下のような情報を利用する方法もある。すなわち、図１３（ｂ）に示すように、１層目（スライスＮｏ．１）と５層目（スライスＮｏ．５）とでは、骨部幅にそれほど大きな差がないにも拘わらず、前述の理由によりそれらの基準濃度レベル領域幅Ｗ１，Ｗ５には、Ｗ１＞Ｗ５なる関係が生ずる。例えば、基準濃度レベル領域Ｗにある係数αを乗ずることにより、これを骨部幅に変換できると考えれば、そのαの値を各断層位置毎に求めておくことで、これを閾濃度レベル値ＫＳを反映した情報として使用することが可能となる。この場合、スライス（断層位置）毎のαの値をメモリ１０４に記憶しておき、適宜読み出して使用すればよい。
【００５２】
骨部領域８５は、以上説明した通り、閾濃度レベルＫＳの設定による二値化処理により自動抽出することができる。しかしながら、こうして抽出される領域の全てを骨部領域８５として利用できるわけではなく、例えば頭蓋骨部に本来属さない部分や、ノイズ等の影響により表れた高輝度領域は、当然に除外しなければならないし、逆に骨部に属さないことが明らかな部分でも、正確な三次元形状データの作成のために敢えて頭蓋骨部に組み入れた方がよい場合もある。このような処理に好都合な機能も、骨部データ抽出プログラム２０１により実現される。すなわち、ここでは、ＣＰＵ３が主体となるコンピュータ５０を、以下の各手段として機能させることとなる。
▲１▼骨部領域抽出手段：互いに異なる複数の断層位置にて撮影された断層画像９０のそれぞれにおいて、予め定められた濃度レベルの画素領域を、骨部候補領域１０８として抽出する。
▲２▼領域選択手段：骨部候補領域１０８のうち、最終的に骨部領域として使用するもの（確定骨部領域）９３，１１０を選択する。
▲３▼骨部外形線情報生成手段：確定骨部領域９３，１１０に基づいて、最終的に骨部として定めるべき領域の外形線情報である骨部外形線情報１０３を生成する。
【００５３】
骨部が頭蓋骨である場合、骨部候補領域１０８の抽出は、以下のようにして行うことができる。すなわち、図１４（ａ）に示すように、多階調原イメージデータをある閾濃度レベル（ここでは、前述の閾濃度レベルＫＳ）により二値ビットマップイメージデータに変換する。そして、図１６（ａ）に示すように、ビットマップデータを所定の方向（例えばｘ方向）に走査し、「１」ビットの途切れが一定数（例えば３ビット）以上生じたか否かにより、同一の骨部領域であるか別の骨部領域であるかを判別しながら、各ビットにラベリング符号（本実施例では、１、２‥‥等の数字で表している）を施してゆく。なお、走査２列目以降は、「０」ビットの検出状態から「１」ビットの検出に転じた時に、その「１」ビットを取り囲む例えば８つのビットのラベリング状態を判別し、既に認識済のビットのラベリング符号が検出されれば、これと同一のラベリング符号を施し、何も検出されなければ新たなラベリング符号を施すようにする。そして、異なるラベリング符号が付されたビットの集合同士は、異なる骨部領域として識別するのである。図１５は、このようなラベリング処理により、異なる骨部領域を互いに異なる色彩で出力した例である（左側が多階調原イメージ、右側がラベリングにより骨部領域を色分け出力したイメージである）。
【００５４】
さて、前記の領域選択手段は、図１７に示すように、抽出された骨部候補領域１０８のうち少なくとも面積最大のものである最大候補領域９３を確定骨部領域として採用することとなる。一方、図１６（ｂ）に示すように、予め定められた許容下限面積Ｓ０以下のものは少なくとも、確定骨部領域としては採用しないようにする。これにより、ノイズ等により表れた小さな骨部領域は全て除外され、その影響を受けずに済むようになる。
【００５５】
次に、頭蓋骨の欠損部を埋める補填用人工骨の場合、主に問題となるのは、頭部外観に表れる外面形状のみであるから、確定骨部領域のうち、人体外面側に臨む外形線のみを用いて、前述の骨部外形線情報を生成するようにすれば、全体として骨部外形線情報のデータ量を減ずることができる。
【００５６】
この場合、確定骨部領域の外形線の一部を使用して、本来確定骨部領域の存在しない領域に、骨部外形線の一部として組み入れられる推定外形線１１２を補間形成する機能（推定外形線補間手段）を付与しておくとよい。該機能は、具体的には、眼窩、口孔、鼻孔など、欠損部とは別に頭蓋骨が本来的に備えているべき開口部を閉塞する形で推定外形線を補間形成するものとすることができる（以下、これを「穴埋め処理」という）。このような穴埋め処理により、後の三次元形状データの作成処理において、このような開口部を欠損部と見誤って混乱してしまう不具合を回避し、作成効率を上げることができる。また、上下のスライスの骨部外形線データから欠損部の骨部形状を復元する処理である、形状補間を行う場合は、開口部が存在しては補間精度を確保できない場合もあり、これを予め閉塞しておくことにより補間精度の向上に寄与できる場合もある。
【００５７】
また、最大候補領域以外の骨部候補領域のうち、特定の一部のものを選択候補領域として選択し、その選択候補領域を最大候補領域に組み入れる形で確定骨部領域を決定するようにすることで、欠損部補間の精度をさらに向上できる。具体例を以下に説明する。すなわち、図１７は、図９（ａ）に示す眼窩及び鼻を通る断層位置での骨部抽出画像であるが、開口部としての眼窩１１１に隣接して位置する鼻骨部位１１０を選択候補領域として選択している。そして、確定骨部領域は、その鼻骨部位１１０と、眼窩１１１を挟んで鼻骨部位１１０と反対側に位置する目尻側の頭蓋骨部位（目尻部位）１１１ａとの外形線を利用して、眼窩１１１を塞ぐ補間曲線１１２を生成している。図１８に示すように、穴埋め処理は、補間曲線１１２は、鼻骨部位１１０と目尻部位１１１ａの外形線（図１２の骨部外形線１０３）上に、マウス１３の操作により、制御点１１５を打ち、公知の自由曲線生成ツール（スプライン曲線等）により補間曲線１１２を回帰的に発生させることにより行う。鼻骨部位１１０を確定骨部領域に組み入れることで、頭蓋骨輪郭の前後方向の寸法がより正確な寸法を反映したものとなるから、結果的にその頭蓋骨輪郭（骨部外形線）を用いた欠損部の補間精度をさらに向上することができる。
【００５８】
なお、より精度の高い方式として、図１９に示すように、推定外形線補間手段を、以下のような手段を有するものとして機能実現させることができる。
▲１▼サーチ円設定手段：鼻骨部位１１０の外形線と、目尻部位１１１ａの外形線とに対し、それら外形線からの幾何学的な変位が最小となる所定半径のサーチ円１１７を設定する。
▲２▼補間基準部分抽出手段：そのサーチ円１１７に対し、距離が所定の基準値未満となる外形線部分（マッチング部）を補間基準部分として抽出する。
▲３▼曲線制御点設定手段：抽出された補間基準部分上に補間曲線形成のための複数の曲線制御点１１５を設定する。
▲４▼補間曲線生成手段：それら曲線制御点を用いて補間曲線を生成する。
【００５９】
本発明者は、頭部の輪切り断面において眼窩部分を横切る断面外形が、多くの個体において、鼻骨部位を含め概ね円弧近似できることを経験的に見い出した。そして、上記のようにこれをサーチ円１１７により近似して、そのマッチング部のみを補間基準部分として使用することにより、特に眼窩部分を埋める補間曲線の精度を高めることが可能となり、ひいてはその補間曲線を、欠損部の三次元形状データを生成する際の、基準形状の一部として好適に使用することができる。
【００６０】
サーチ円１１７の中心Ｏは、確定頭蓋骨部領域の外形線に対する、一定形状の外接図形のうち、最小のものの幾何学的重心位置として定めることができる。外接図形の形状は、図２０に示すように、外接長方形１２０を採用することが処理的に最も簡単で、しかも中心の決定精度も高いことから、本発明に好適に採用できる。ただし、外接図形は長方形に限られるものではなく、楕円等、他の図形を採用しても構わない。また、外接図形を利用せず、例えば頭部中心付近に位置していて、しかも骨部と類似した吸収係数を有する生体組織、例えば松果体をサーチ円の中心位置として参照するようにしてもよい。
【００６１】
さて、以上詳述した骨部データ抽出プログラム２０１の処理の流れの一例を、図１０のフローチャートに示している。Ｓ１〜Ｓ４は、原イメージデータ（デジタル濃淡画像データ）としてＸ線ＣＴ装置等から直接取得したデータを利用するか、フィルム等に一旦ハードコピー化されたものをイメージスキャナにより取り込んでデータ取得するかを決める部分である。そして、Ｓ７で各スライスの原イメージデータを読み込み、Ｓ８で閾濃度レベルＫＳの設定により骨部外形線１０３を抽出する。そして、Ｓ９でラベリングにより骨部候補領域１０８を抽出し、さらに確定骨部領域を決定する。また、眼窩などの穴埋めが必要なスライスでは、前記した穴埋め処理を行う（Ｓ１０）。こうして、そのスライスの骨部外形線の最終形状が確定され、骨部抽出二値データとして設計データ記憶部２０７（図２）に保存される。そして、各スライスに対する上記処理を逐次行い、全スライスの処理が終われば終了となる（Ｓ６、Ｓ１３、Ｓ１４）。
【００６２】
以上で骨部外形線情報の生成処理が終わり、続いて骨部外形線三次元合成処理に移る。これは、図２の骨部外形線三次元合成プログラム２０２により行われ、その処理の流れを図２１に示している。Ｓ３０〜Ｓ３１では、上記作成された各スライスの骨部外形線データ（前述の通り、所定間隔で配列する点群データである）を読み出すとともに、欠損部がある場合には、その欠損部により中断される骨部外形線の端点座標を確定し（Ｓ３３）、データ保存する。
【００６３】
さて、以下の処理においては、骨部外形線三次元合成プログラム２０２は、前記した骨部データ抽出プログラム２０１とともに、ＣＰＵ３が主体となるコンピュータ５０を、以下の各手段として機能させる。
▲１▼骨部領域抽出手段：互いに異なる複数の断層位置にて撮影された断層画像ＳＣのそれぞれにおいて、骨部領域８５を抽出する。
▲２▼骨部外形線情報生成手段：その抽出された骨部領域８５に基づいて、最終的に骨部として定めるべき領域の外形線情報である骨部外形線情報を生成する。
▲３▼欠損部推定外形線情報生成手段：欠損部４００（図２３等）が関与する骨部外形線１２５に対し、その骨部外形線１２５の形状情報に基づいて、欠損部４００の推定外形線情報である欠損部推定外形線情報を生成する。
▲４▼骨部外形線表示手段：骨部外形線情報と、欠損部推定外形線情報とに基づいて、骨部外形線１２５を欠損部の推定外形線１２９とともに表示する。
▲５▼表示制御手段：骨部外形線表示手段に表示される骨部外形線１２５と推定外形線１２９とが識別可能となるように、それら外形線の表示状態を互いに異ならせる。
【００６４】
より具体的には、骨部外形線情報と欠損部推定外形線情報とに基づいて、各断層位置の骨部外形線１２５と欠損部の推定外形線１２９とを同一画面上に合成表示するとともに、骨部外形線１２５と欠損部の推定外形線１２９とは、互いに異なる色彩及び／又は濃度にて表示することができる。ただし、濃淡や実線／破線など、色分け以外の方法にて識別可能とする表示態様も可能である。
【００６５】
図２１に戻り、具体的な処理の流れについてさらに説明する。
まず、Ｓ３６では、各スライスの骨部外形線の点群データを読み出して、断層位置を参照してこれを三次元的に合成する。図２２の１２１、１２３、１２４はその合成表示例である（図２の表示装置１１の画面上にウィンドウ切替えによって表示する）。ここでは、頭蓋骨部領域のうち、人体外面側に臨む外形線のみを用いて骨部外形線情報たる輪郭点群データが生成されており、頭蓋骨を頭頂部側から見たときの平面投影１２１と、頭蓋骨を顔側から見たときの正面投影１２３と、頭蓋骨を耳側から見たときの側面投影１２４との３種類の投影により、骨部外形線を点群データにより表示している。これを見ることで、オペレータは頭蓋骨部の三次元形状と、欠損部４００の概略形状を大まかに把握することができ、欠損部４００を補填する人工骨の完成予想形態を明確にイメージすることができる。
【００６６】
図２３は、平面投影１２１を拡大して示すもので、各断層位置の骨部外形線が年輪状（あるいは等高線状）に表れている。最も中央に位置するのが頭頂付近の骨部外形線であり閉じた形状をなしているが、それよりも下層の骨部外形線は図面右側に途切れが生じ、端点が形成されていることがわかる。これは、ここに頭蓋骨の欠損部が形成されているためである。この平面投影１２１の合成イメージは図２４に示す通りである。ここでは平面投影面はＸ−Ｙ平面であり、各スライスの骨部外形線１２５（端点は１２６である）の投影が、特定の座標（Ｘ０，Ｙ０）を位置合わせ基準点として合わせ込まれる。なお、符号１２６は端点である。
【００６７】
さて、こうして合成された各投影では、欠損部推定外形線１２９は、平面投影ではこれを表示すると、却って見辛くなるので、図２５に示すように、正面投影１２３と側面投影１２４との少なくともいずれか（ここではそれらの両方）にのみ表示している。これら両投影では、断層面と直交する投影面を使用するから、各断層位置の骨部外形線１２５が平行水平線状に表れることとなる。このうち、正面投影１２３では、欠損部が投影画像外縁部に位置するように投影される。そして、欠損部推定外形線１２９の外縁位置は、欠損部が関与しない健常部の骨部外形線１２５の投影外縁部の形状に基づいて推定形成されている。具体的には、健常部の骨部外形線１２５の投影外縁部を、中心線（鏡映面）ＭＯに関して鏡映反転することにより形成されている。また正面側に表れている端点１２６（欠損部が関与する骨部外形線１２５の端点の情報である）が、欠損部推定外形線の端点ともなるので、これも欠損部推定外形線情報を形成していると見ることができる。他方、側面投影１２４では、欠損部により中断された骨部外形線１２５の両端点１２６，１２６が表れるから、これらを結べば欠損部推定外形線１２９が簡単に得られる。この実施例では、骨部外形線１２５を例えば青、欠損部推定外形線１２９を例えば赤で表示している（以上、図２１：Ｓ３８、Ｓ３９）。
【００６８】
上記のような投影を参照することにより、欠損部の大まかな三次元形状を直感的に把握することができるほか、空間中の曲線姿勢を錯覚等により見誤る不具合も低減されるので、オペレータにとってはより混乱なく作業に没頭できる利点が生ずる。これは、わかりやすくいえば、図２６に示すように、骨部外形線１２５の三次元的な位置関係が、ちょうど地球の緯線のように縦方向に中心がずれた環としてあらわれるため、ともすれば画面上にて環の手前側と後方側との前後関係を見誤る結果、頭蓋骨の立体形状を（ｂ）のように上側（Ａ方向）から俯瞰視しているのか、（ｃ）のように下側（Ｂ方向）から仰視しているのかを錯覚することがよくある。しかしながら、図２５のような投影を予め参照して、欠損部の該略形状と、その頭蓋骨部との位置関係とをイメージとして焼き付けておくことで、このような錯覚を効果的に回避することができるのである。
【００６９】
なお、図２７に示すように、正面投影及び側面投影の少なくともいずれか（ここでは、正面投影１２３）において、各断層位置に対応する骨部外形線投影１２５の、欠損部が存在しない側の外縁位置１３０の配列にスムージング補正が施されるように、各骨部外形線の合成投影位置を調整する機能（骨部外形線投影位置調整手段）を付加することもできる。上記の骨部外形線の三次元合成データは、後の欠損部三次元形状データの作成の基礎として使用するため、各骨部外形線１２５を合成する際の位置決め精度が、作成される三次元形状データの作成精度にも直接影響することとなる。そして、上記の機能によれば、骨部外形線１２５を合成する際に、一部の骨部外形線１２５が突発的な要因により、他の骨部外形線１２５の配列傾向から極端にずれてしまった場合に、これをスムージング補正により解消することができ、ひいては三次元形状データの作成精度を一層高めることができる。
【００７０】
上記のような問題は、画像ハードコピーとして、図２９に示すように、人体断層画像９０とともに位置決め用目印画像（以下、単に目印画像ともいう）１３２ａが形成された撮影フィルム８０が使用され、その目印画像１３２ａを頼りに各スライスの骨部外形線を合成する場合に生じやすい。図２９の例では、Ｌ字状の目印画像（ターゲットマーク）１３２ａと寸法スケール１３１ａとがフィルム８０上に形成されている。これらの目印画像１３２ａ及びスケール１３１ａは、撮影時の患者の位置を固定とすることで、どのスライスについても患者、すなわち人体断層画像９０との相対的な位置関係が、本来、全て同じとなるように形成されるものである。そして、画像をイメージスキャナにより取り込んだ後、その画像のＺ軸方向（スライスの配列方向）の座標はスライスの番号から特定され、他方、Ｘ軸方向及びＹ軸方向の座標は、目印画像１３２ａ上の特定位置、ここでは図３０（ｂ）に示すように、Ｌ字を構成する２本の直線部分の交差部分の外側頂点を位置合わせ基準点として、これを例えば原点（Ｘ０，Ｙ０）として定めることにより特定される。
【００７１】
ところで、図２９に示すように、目印画像１３２ａは通常、断層画像９０の邪魔にならないように、フィルム８０の外縁部に形成される。問題は、実はここで発生する。すなわち、図１１（ｂ）に示すように、ＣＴ装置のモニタ上に表示され断層画像を写真撮影する際に、先にも述べた通りフィルム外側部分ほど映像が拡がってぼけやすく、図３０（ａ）に示すように、目印画像１３２ａも、そのぼけの影響を受けたり、あるいはモニタの明るさや露光条件のばらつき等により、Ｌ字が太くなったり、あるいは細くなったりするなど、微妙に形が変わることがある。その結果、図３０（ｂ）に示すように、位置合わせ基準点の位置に重ね誤差が生ずる場合がある。さらに、別の要因としては、撮影時に患者が動いたり、あるいは図３０（ｃ）に示すように、イメージスキャナによる取込みの際に、フィルム８０を回転させてスキャナにセットした場合に、目印画像１３２ａに回転位置ずれが生ずることもある。
【００７２】
上記のような位置ずれがどの程度生じているかは、図３０（ａ）に示すように、イメージスキャナにより取り込まれた、各断層位置の位置決め用目印画像１３２ａ付きの人体断層画像９０を重ね合成して、図２８に示すような重ねイメージ１２２を表示することにより、比較的簡単に確認することができる（重ねイメージ画像表示手段）。図２２では、この重ねイメージ１２２を、先に説明した平面投影１２１、正面投影１２３及び側面投影１２４とともに表示している。図２８では、位置ずれした目印画像１３２ａ及びスケール１３１が重ね合わされて、かなり太っていることがわかる。この場合、重ねイメージ画像１２２に現われた位置決め用目印画像１３２ａの状態に応じて、骨部外形線投影位置調整手段による投影位置調整処理（スムージング補正）を行うか否かを選択するように、処理を行うことができる（調整選択手段）。選択は、キーボードからのコマンド入力や、画面上のソフトボタンクリック等により行うことができる（以上、図２１：Ｓ４０〜Ｓ４４）。
【００７３】
図２７は、スムージング補正処理の一例を示している。（ａ）では、複数本の骨部外形線１２５の外縁位置１３０が、頭蓋骨の外形形状を反映して、外側に凸となる曲線状に配列している。しかしながら、そのうちの１本１２５ｘが、その傾向から逸脱して外側に突出している。そこで、（ａ）〜（ｅ）に示すように、骨部外形線１２５の配列に沿って片側（ここでは上側）から、３本一組の移動平均化処理を行う。すなわち、３本の骨部外形線１２５の中央の骨部外形線１２５の外縁位置１３０が、両側２本の外縁位置１３０を結んだ直線上に位置するように、その中央の骨部外形線１２５を移動させる。この処理を、（ｃ）→（ｄ）→（ｅ）のように、骨部外形線１２５の配列上にて１本ずつ位置をずらせながら繰返し行う。（ｅ）の状態を見ればわかる通り、骨部外形線１２５の異常突出状態がスムージングにより解消され、しかも、各骨部外形線１２５の外縁位置１３０の配列傾向も、おおむね保存されていることがわかる。
【００７４】
以上のようにして作成された骨部外形線三次元合成データ（骨部外形線情報）は、図６に示すように、設計データの一部として記憶・保存される。
【００７５】
骨部外形線三次元合成処理が終われば、その輪郭点群データを用いた三次元形状データ作成処理に移る。これは、ＣＰＵ３が主体となるコンピュータ５０を三次元形状データ生成手段として機能させる、三次元形状データ作成プログラム２０３（図２）により行われる。この処理では、既に作成されている各スライスの骨部外形線三次元合成データ（図６）を読み出し、これをＸ−Ｙ−Ｚの三次元座標により、表示装置１１（図２）に表示する。その表示形態としては、例えば図３５等のような正面投影（ここでは、上方からの俯瞰形態で表している）のもの、図３６のように側面投影のもの、さらには図４１のように平面投影のものなど、必要に応じて各種切替可能とされている。なお、図３５等の正面俯瞰投影では、環状に表れる骨部外形線（骨部輪郭線）１２５の前方側部分と後方側部分との前後関係を錯覚しないように、互いに異なる表示色にて表示されている。ここでは、前方側を表示する第一色が黄色であり、後方側を表示する第二色が赤色である。ただし、濃淡や実線／破線など、色分け以外の方法にて識別可能とする態様も可能である。そして、図３６等の側面投影では、各骨部外形線１２５の投影が、正面投影に対応する形態にて色分けがなされている。
【００７６】
さて、三次元形状データの作成は、頭蓋骨のどの位置に欠損部が形成されているかによって異なる方式が採用される。これは、大きく分ければ、
パターン１：図３２（ａ）のように、頭蓋骨を略中央にて左右に二分するように適宜設定される鏡映基準面ＭＳＰに関して、欠損部４００が頭蓋骨の片側にのみ存在する場合；
パターン２：欠損部４００が頭頂位置を含まず、かつ鏡映基準面ＭＳＰに関して、両側にまたがる形態で存在する場合；
パターン３：欠損部４００が頭頂位置を含む場合；
の３通りあり、それぞれ異なる作成アルゴリズムが採用される。
【００７７】
まず、パターン１の場合は、基本的には鏡映コピー（ミラーコピー）による欠損部復元となるが、この場合、三次元形状データ作成プログラム２０３は、前述のプログラム２０１，２０２とともに、コンピュータ５０を以下の各手段として機能させることとなる。
▲１▼頭蓋骨部領域抽出手段：頭部軸線方向の互いに異なる複数の断層位置にて撮影された断層画像のそれぞれにおいて、頭蓋骨部の画像領域を抽出する。
▲２▼骨部外形線情報生成手段：抽出された頭蓋骨部候補領域に基づいて、最終的に頭蓋骨部として定めるべき領域の外形線情報である骨部外形線情報１２５を、所定間隔の点群データとして生成する。
▲３▼三次元形状データ生成手段：各断層位置毎の骨部外形線情報１２５に基づいて、頭蓋骨の欠損部の三次元形状データを生成する。
三次元形状データ生成手段は、以下の手段を含む。
▲４▼鏡映基準面設定手段：顔面中央位置にて頭蓋骨を左右両部分に分割する鏡映基準面ＭＳＰを設定する。
▲５▼補填部外形線データ生成手段：設定された鏡映基準面ＭＳＰに関して片側に存在する欠損部４００、又は左右非対象な形状にて両側にまたがって存在する欠損部４００を少なくとも部分的に補填するために、骨部外形線１２５を形成する点群データのうち補填すべき欠損部４００に対応するものを、鏡映基準面ＭＳＰに関して鏡映コピーすることにより、そのコピーされた点群データを補填部外形線データとして生成する。
▲６▼鏡映コピー補正手段：鏡映コピーにより生成される補填部外形線１２５’が、補填すべき欠損部４００の周囲に存在する健常部の外形形状に適合するように、点群データのコピー先の位置を補正する。そして、その補正された点群データによる補填部外形線データに基づいて、欠損部を補填する人工骨外面の三次元形状データを生成する。
【００７８】
なお、「鏡映コピー」とは、三次元空間内のある点をコピー元として、所定の鏡映基準面に関してその点と鏡映対称（面対称）の位置に点を発生させる処理をいう。コピー元が点群からなる骨部外形線であればは、鏡映基準面に関してその骨部外形線を鏡映反転させた位置に、新たに骨部外形線を発生させる処理となる。ただし、補填すべき欠損部の周囲に存在する健常部の外形形状に適合するように、点群データのコピー先の位置が補正されるわけであるから、必ずしも数学的に厳密な鏡映反転とはならないことはいうまでもない。
【００７９】
図３３に示すように、頭部の外形が、鏡映基準面ＭＳＰに関して幾分対称性の悪い形状を呈している場合、健常側の欠損対応部分４０１の形状データをＭＳＰに関してそのまま鏡映コピーしても、そのコピーされた形状データは、必ずしも欠損部４００あるいはその周囲の健常部形状に適合するとは限らない。そこで、図３４（ａ）に示すように、本発明特有の手法として、鏡映コピーにより生成されるコピー点群列１２５’のコピー先の位置を補正することにより、補填すべき欠損部４００の周囲に存在する健常部の外形形状への、より正確な適合を図るのである（鏡映コピー補正手段の機能）。
【００８０】
既に述べた通り、骨部外形線１２５の情報は点群データとして規定されていることから、鏡映コピーもそこから切り出される点群データのコピーとして行われることとなる。そして、その点群データのコピー先の位置補正は、図３４（ｂ）のように平行移動、回転移動及びそれらの組み合わせのいずれかにより行うことができる。これは、コピー元点群の各座標に対する一種の一次変換であり、骨部外形線１２５の基本形状も保存されるので、違和感のない骨部外形形状が得られる。
【００８１】
補正は、例えば、図３４に示すように、補填すべき欠損部の４００周囲に存在する健常部の外面上に基準外形線１２５ｓを設定し、鏡映コピーされた点群１２５’と該基準外形線１２５ｓとの幾何学的な変位の合計が最小となるように行うことができる。この例では、図３４（ａ）に示すように、鏡映コピーのコピー元点群列は、鏡映基準面に関して欠損部４００と反対側に位置する骨部外形線１２５から、欠損部補填に必要な最小長さよりも所定長だけ余分に抜き出される形で使用される。具体的には、コピー元点群列は、欠損部４００よりも大面積のコピー対象領域１４０により骨部外形線１２５から切り取られるものであり、図３４（ｂ）に示すように、そのコピー領域１４０’は欠損部４００の周縁領域も包含する形でこれに重ね合わされる。そして、該鏡映コピーにより生成されるコピー点群列１２５’は、コピー元点群列の属する骨部外形線１２５の欠損部周囲に位置する部分を基準外形線１２５ｓとして、列端部１２５ｋがこれに対向する位置関係となるようにコピーされる。
【００８２】
そして、コピー点群列１２５’のコピー先の位置補正は、上記の列端部の点群と基準外形線との幾何学的な変位の合計が最小となるように行われる。例えば、図３４（ｄ）に示すように、個々の骨部外形線１２５に関して、列端部１２５ｋをなす各点と基準外形線１２５ｓとの所定方向（例えば骨部外形線１２５がＸ−Ｙ平面と平行である場合は、Ｘ方向又はＹ方向）における距離ｄ、あるいは該距離ｄの２乗（ｄ^２）を前記幾何学的な変位とみなし、同図（ｅ）に示すように、それをコピー領域１４０’内の全ての骨部外形線１２５について合計した値Σを変位和として算出する（なお、（ｅ）は、（ｃ）のＡ−Ａ断面を表しており、１２５ｓｐが各基準外形線、１２５’ｐがコピー点群列、ｄ１〜ｄ６は、各骨部外形線１２５における両者の間の幾何学的変位を示す）。そして、その変位和Σの値が最小化されるように、コピー領域１４０’に含まれる点群に平行移動、回転移動及びそれらの組み合わせのいずれかを施すことにより、前記補正が行われる。
【００８３】
上記の方式によれば、鏡映基準面に関して欠損部４００と反対側に位置する骨部外形線１２５から、欠損部補填に必要な最小長さよりも所定長だけ余分に抜き出し、いわばその余分に抜き出した部分である列端部１２５’ｋを、骨部外形線１２５基づく基準外形線１２５ｓに適合するように、鏡映コピーの位置補正を行う。すなわち、補間曲線等が介在せず、断層画像から精密に決定される骨部外形線１２５の情報のみを用いて鏡映コピーの位置補正を行うので、補正後の鏡映コピー点群列の健常部への適合精度を一層高めることができる。
【００８４】
なお、基準外形線１２５ｓと重なりを生ずる、コピー点群列１２５’の列端部１２５’ｋの長さは、基準外形線１２５ｓとの適合精度を高める観点において、実寸法対応長さにて５ｍｍ以上、望ましくは１０ｍｍ以上は確保されているのがよい。また、変位和Σの計算時間は長くなるが、コピー対象領域１４０は、鏡映基準面ＭＳＰ（図３３）に関して欠損部が関与しない側の頭部外面の全体に及んでいてもよい。また、骨部外形線１２５は、一般に額から側頭部にかけてのコーナー部において局所的に曲率半径が小さくなっており、コピー対象領域１４０は、このコーナー部を包含するように設定位置及び大きさを定めることができる。例えば、コーナー部から外れた位置では骨部外形線１２５は円弧に近い形状を呈し、コピー対象領域１４０内の点群を鏡映コピーしたときに、骨部外形線１２５の周方向への位置ずれが発生しても変位和Σにその影響が反映されにくい難点がある。しかしながら、コーナー部を包含していれば、周方向の位置ずれが生ずると変位和Σの急速な増大を生ずることから、該周方向の位置ずれを効果的に識別・防止することができる。
【００８５】
鏡映コピーの対象が、複数断層位置（スライス）の骨部外形線の点群データである場合に、図３４に示すように、それら複数断層位置にまたがる点群（すなわち領域１４０内の点群）をグループ化し、それら点間の相対的な位置関係が保存されるように、補正をその一体の点群グループに対して行うことができる。このようにすれば、欠損対応部分４０１の形状を概ね保存した形でのコピーが可能となる。他方、そのようなグループ化を行わず、各骨部外形線毎に個別に位置補正を行うことも可能である。このようにした場合、演算は骨部外形線毎（スライス毎）に行わなければならないので、コンピュータ５０に対する演算負担が幾分増大するが、健常部の形状との適合性が優先された、よりきめ細かい補正が可能となる。
【００８６】
次に、パターン２あるいはパターン３については、図３１に一例を示す流れにより、処理を行うことができる。この場合、三次元形状データ作成プログラム２０３は、コンピュータ５０を以下の各手段として機能させることとなる。
▲１▼補間基準線生成手段：骨部外形線情報１２５に基づいて、骨部の健常部の表面形状を反映した補間基準線１４９，１６３を設定する。
▲２▼曲線制御点設定手段；補間基準線１４９（１４９ａ，１４９ｂ），１６３に沿って補間曲線生成用の曲線制御点１５２，１６８を設定する。
▲３▼欠損部補間曲線生成手段：設定された曲線制御点１５２，１６８を用いて、予め定められた曲線決定アルゴリズムに従い、欠損部を曲線補間する欠損部補間曲線１５１，１６４を生成する。その欠損部補間曲線１５１，１６４に基づいて、欠損部を補填する人工骨外面の三次元形状データが生成される。
【００８７】
補間基準線は、欠損部に隣接する健常部において、欠損部の内周縁側に端点を生ずる第一基準線セグメント（図３９：１４９ａ、図４６：１６３ａ）と、その第一基準線セグメントの欠損部側への延長方向において、該欠損部を挟んで第一基準線セグメントと反対側に位置するとともに、欠損部の内周縁側に端点を生ずる第二基準線セグメント（図３９：１４９ｂ、図４６：１６３ｂ）とを含むものとして設定可能である。そして、図４０（ａ）に示すように、欠損部補間曲線１５１は、それら第一及び第二基準線セグメント１４９ａ，１４９ｂ上の各曲線制御点に基づき、両セグメント１４９ａ，１４９ｂをつなぐ形で決定することができる。このようにすれば、欠損部両側の健常部形状の情報から、より健常部への形状的な適合性の高い欠損部三次元形状データを生成することができる。
【００８８】
欠損部補間曲線は、いわゆる自由曲線ツールにより生成することができ、設定される複数の制御点を所定個数に区切り、各制御点の組を通る曲線を、比較的簡単な数式、例えば二次以上の多項式により記述されるセグメントとして取り扱うことができる。この場合、欠損部補間曲線を健常部の外形線（基準線セグメント）と滑らかに接続するためには欠損部補間曲線を、第一及び第二基準線セグメントの各端点において、各々の基準線セグメントに対し少なくとも一次の微分係数が略一致するように、曲線制御点の座標情報に基づき回帰的に決定することが望ましい。このような補間曲線としては、特に内装法により表示される曲線、すなわちスプライン曲線が直感的で取扱いも楽であり、本発明に好適に使用できる。
【００８９】
例えば、三次スプライン曲線では、図４０（ｂ）に示すように、各制御点をつなぐ曲線を三次式、すなわち、
ｆ（ｒ）＝ｋ０＋ｋ１・ｒ＋ｋ２・ｒ^２＋ｋ３・ｒ^３‥‥ （１）
にて近似するものである（位置座標を表す変数を、ここでは（ｒ，ｆ（ｒ））としている）例えば、曲線を当てはめるべき最初の４点ｐ０〜ｐ３を制御点として指定すれば、（１）式の４つの係数ｋ０〜ｋ３を決める連立方程式が得られ、これを解くことでｐ０〜ｐ３を通る三次曲線セグメントｓｇ１が決定される。そして、次は、ｐ３〜ｐ５の３点を選択し、同様に（１）式に当てはめる。これだけでは、方程式は３つしか得られないが、既に決定されている三次曲線セグメントｓｇ１に対するｐ３での接線ベクトル方向（すなわち一次微分係数）一致の条件から、第四の式が導かれる。これを、先の３式と連立させることで係数ｋ０〜ｋ３を決定でき、三次曲線セグメントｓｇ２が得られる。以下、３点ずつに区切りながら、同様にして三次曲線セグメントを逐次的に決定・接続することで、任意の個数の制御点を滑らかにつなぐ三次スプライン曲線が得られるのである。
【００９０】
ただし、上記の三次スプライン曲線はアルゴリズムが単純な反面、例えば曲線上の制御点を１つでも動かしたり、削除しただけでも曲線全体に影響が及び、演算量が肥大する欠点がある。この欠点を解消した方式として、以下のＢスプライン曲線を使用することができる。Ｂスプライン曲線では、基底スプライン関数にて規定される曲線上の点を制御点とし、この制御点の指定・変更で曲線形状をより簡単に制御できる。この制御点は、節点とも呼ばれ、ｎ次のＢスプライン曲線は、その節点を概念的に（ｎ＋ｋ＋１）次元の接点ベクトルの要素として取り扱うことにより、数３により定義される。
【００９１】
【数３】

【００９２】
ただし、Ｎｋ，ｒ（ｒ）は節点ベクトルｒ（＝［ｒ０，ｒ１，‥，ｒｍ］（ｒ０≦ｒ１≦‥≦ｒｍ））をもつｎ次のスプライン関数である。これは、制御点Ｖｋに対する重み関数であり、下記数４のように定義される。
【００９３】
【数４】

【００９４】
よって、ｎ次のＢスプライン曲線は、ｎ−１次の曲線を接続して形成されるスプライン曲線となる（例えばｎ＝４とすれば、三次スプライン曲線に近くなる）。なお、本明細書において、Ｂスプライン曲線は、節点間隔均等な狭義のＢスプライン曲線のみでなく、節点間隔が不均等なナーブス曲線の概念も包含する。
【００９５】
以下、具体的な処理例として、図３２（ｂ）の頭頂位置を含まない欠損部４００、例えば額部分に欠損部が生じた場合から説明する。この場合は、図３１のＳ５２からＳ５３へ向かう処理の流れとなる。まず、図３５は正面投影を示し、骨部外形線１２５の額を横切る何本かに、欠損による途切れにより端点１２６が生じていることがわかる。この端点１２６をつなぐと、欠損部の平面形状を推察することができる。また、図３６は側面投影であり、額に対応する左側部分に上記の端点１２６が表れている。これらの端点１２６をつなぐと、欠損部の抉れ深さを推察することができる。
【００９６】
まず、図３５において、補間基準線の欠損部開口側の端点１２６の全て又は３以上の一部のものを曲線制御点１２６ａとして選択し、図３７に示すように、その選択された曲線制御点１２６ａに基づいて、補填用人工骨４０１の外面周縁形状を表す外面輪郭線１５０を、欠損部開口形状４００に対応する形にて決定する（外面輪郭線決定手段の機能：図３１、Ｓ５２及びＳ５３）。端点１２６は一見、全てを利用した方が欠損開口形状を正確にトレースできるので、有利なように思われるが、必ずしもそうではない。つまり、図３８に示すように、欠損開口形状の波打ちや凹凸が大きい場合、端点１２６の全てを制御点として選択すると、決定される外面輪郭線１５０が部分的に健常部側に入り込んでしまうことがある。こうなると、補填用人工骨４０１を欠損部にはめ込むことができなくなってしまうので、適宜端点１２６を間引く（つまり、制御点として採用しない）ことによって、外面輪郭線１５０の健常部への入り込みを回避することが望ましい（図３７では、１２６ｂの符号を付与した端点を間引いている）。なお、端点１２６の間引きにより、外面輪郭線１５０と欠損開口内縁との間に形成される隙間が大きくなる場合は、外面輪郭線１５０上に、例えば新規に制御点を１又は複数発生させ、その制御点の位置変更により、形成される隙間が縮小されるように外面輪郭線１５０の形状調整を行えばよい。
【００９７】
他方、欠損開口形状の波打ちや凹凸を、極度に忠実に写し取ると、図３８（ｂ）に示すように、得られる補填用人工骨４０１の外形にも対応する凹凸等が形成される。周知のように補填用人工骨４０１はセラミックスの焼成により作成されるので、このような凹凸を起点として割れやクラックＣ等が発生しやすくなる問題もある。このような場合、図３８（ａ）に示すように、凹凸を作為的に馴らした形状とするために、凹凸に対応する位置の、一部の端点は採用しないようにするのである。
【００９８】
次に、図３９に示すように、第一基準線セグメント１４９ａと、第二基準線セグメント１４９ｂとは、欠損部の存在により中断される骨部外形線１２５の、該欠損部に面した両端部分が使用される。そして、図４０を用いて説明した方法により、第一基準線セグメント１４９ａと、第二基準線セグメント１４９ｂとの点群データの一部又は全てを使用して、補間曲線１５１を欠損部が関与する（すなわち、端点１２６を有する）各骨部外形線１２５毎に生成する（図３１：Ｓ５５〜Ｓ５９）。図４１及び図４３は、こうして形成された補間曲線１５１を平面投影あるいは側面投影により表したものである。これは、図２５等に示す欠損部の推定外形線１２９とは異なり、健常部の補間基準線形状に基づいて補間生成されているので、欠損部のより精密な三次元形状を反映している。
【００９９】
なお、欠損部補間曲線１５１上には、新たな曲線制御点を１又は複数発生させる機能を付与することもできる（曲線制御点生成手段）。例えば、図４１の平面投影を見ることで、補間曲線１５１の健常部との適合性、例えば曲線の滑らかなつながり具合や、不自然な凹凸の有無を確認することができる。そして、もし、その形状に満足できなければ、図４２に示すように、ポインタＰによる手動設定、あるいは間隔・個数を指定することによる自動発生プログラムにより、補間曲線１５１上に新たな曲線制御点１５４を発生させることができる。この曲線制御点１５４のうち移動したいものを、ポインタＰにより選択し、公知のマウスドラッグ移動等（あるいは座標手動入力）により位置変更すれば、欠損部補間曲線１５１の形状調整を自由に行うことができる（欠損部補間曲線形状調整手段の機能）。
【０１００】
図３１に戻り、Ｓ６８、Ｓ６９では、決定された補間曲線１５１と外面輪郭線１５０との各情報に基づいて、三次元形状データを生成し、これを設計データとして保存する。本実施例では、三次元形状データを、いわゆるソリッドモデルにより記述するが、これを概念的に表したものが図５０である。すなわち、立体を構成する線及び頂点（幾何学的な狭義の頂点以外に、２つの線の共有点も広義に頂点と称する）、線と頂点との関係、及び面と線との対応を含み、さらに、各面に対する実体側を規定したデータが付加される。ここでは、図４０に示すように、それら曲線にて各々囲まれる部分に自由曲面の曲面データを、例えば、スイープ曲面やスプライン曲面により発生させる処理を行う（図３１：Ｓ６８）。また、補間曲線１５１と外面輪郭線１５０とは、各端点あるいは共有点位置が座標値により規定され（外面輪郭線１５０は、それら点により区切られたセグメント状の線とみなせばよい）、また各線には曲面データを対応づける。そして、各面に対し、図５０の（ａ）のように実体のある側の一点を指定する方法、（ｂ）のように法線ベクトルを規定する方法、あるいは（ｃ）のように面を囲む稜線の回転方向を指定する方法のいずれかにより、実体側規定データが生成・付加されて、三次元形状データの作成が完了する。
【０１０１】
なお、図３２（ｂ）に示すように、欠損部４００の形状が、鏡映基準面ＭＳＰに関して非対象である場合は、部分的に鏡映コピーによる修復が可能な場合がある。この場合は、図３１のＳ５４からＳ６０に進み、健常部の残っている側（これは片側のみである場合と、両側である場合とがある）を他方の側に鏡映コピーして、図３４により既に説明した、コピー先位置の補正を行う（Ｓ６０，Ｓ６１）。なお、図３２（ａ）のように、その鏡映コピーにより欠損部が完全に補填される場合の処理は既に説明したが、この場合はＳ６８に進む。他方、同図３２（ｂ）のように完全に補填されない場合は、鏡映コピーによる補填部分を健常部組み込んだ形にて、補填不能の部分を、Ｓ５５以下の前述の処理による補間曲線により補うのである。
【０１０２】
次に、頭頂位置を含む欠損部となっているパターン３の場合は、Ｓ６４以下の処理となる。ここでの処理の基本的な思想は以下の通りである。すなわち、図４４〜図４７に示すように、骨部外形線１２５の情報に基づいて健常部の三次元外面形状を規定する健常部三次元面データを作成する。そして、その健常部三次元面データに基づいて張られる健常部外面オブジェクト１６０上に、欠損部１６１を横切る所定方向にて骨部外形線と交差する補間基準線１６４を設定する。
【０１０３】
補間基準線は、具体的には以下のように形成できる。まず、図４４に示すように、健常部外面オブジェクト１６０の底部側に基準面ＳＰを設定し、図４５に示すように、その基準面ＳＰ上に、例えば放射線状に投影元基準線１６２を設定する。そして、図４６に示すように、その投影元基準線１６２を健常部外面オブジェクト１６０上に投影して、補間基準線１６３を形成することができる。
【０１０４】
例えば、図４５に示すように、平面投影にて欠損部１６１（図４４）を横切るように投影元基準線１６２を設定すれば、図４６に示すように、これに対応する補間基準線１６３のセグメントが欠損部１６１挟んで両側に表れる。これらは、第一基準線セグメント１６３ａ及び第二基準線セグメント１６３ｂとして使用することができる。そして、図４０と同様の原理により、図４７に示すように補間曲線１６４を発生させることができる。補間曲線１６４はこの場合、傘の骨状に放射状に表れる。なお、これらが必ずしも一点で交差しないときは、前述の制御点発生処理により各補間曲線１６４上に制御点を発生させ、例えば手動補正により、これらを一点αに接続することができる。その後は、図４８に示すように、補間曲線１６４上に例えば所定間隔で面規定用の制御点１６５を発生させ、例えば交差点αに向けて下側から順に面セグメント１６７を発生させてゆけばよい。
【０１０５】
なお、図４９に示すように、平行線状の投影元基準線ＳＰを発生させてもよい。この場合は、その投影元基準線ＳＰ上に発生させた制御点１６８により、図３９と全く同様にして補間曲線１６４を発生させることができる。
【０１０６】
以上の方法により作成された三次元形状データを用いて、切削（加工）プログラム２０５により加工装置１５を作動制御することにより、図５６に示すように、人工骨素材であるセラミックス未焼成成型素材Ｗ（例えばセラミックス粉末をバインダーにより結合した粉末成型素材である）を直接切削加工して未焼成切削体４０１’を作り、さらにこれを焼成することにより欠損部補填用人工骨４０１を製造することができる。三次元形状データは前述の通り、最終的に得るべき人工骨４０１の外面４０１ａの形状を規定するものである。ただし、焼成による収縮を考慮して、未焼成切削体４０１’は最終的な人工骨４０１よりは大寸法に形成しなければならない。この場合、この収縮率に応じて三次元形状データに適宜、拡大のためのデータ変換を施すことができる。
【０１０７】
そして、切削プログラム２０５は、最終的に削り出すべき未焼成切削体４０１’の外面４０１ａ’の位置を切削限界位置として、セラミック被加工材料（ワーク）Ｗに対する工具Ｔの切削パスデータを作成し、その切削パスデータをデータインターフェース１４を介して図４の加工装置１５に送信する。加工装置１５では、セラミック被加工材料Ｗと工具ＴＬとの間に、切削パスデータが規定する相対的な動きが生ずるように、ワーク送り用のＸ−Ｙテーブルのモータ６１，６２、工具のＺ方向送りを行うモータ６３の作動制御を行う。
【０１０８】
図５３は、その切削プログラムによる処理の流れの一例を示すものである。Ｓ１００で、まず、セラミック被加工材料Ｗの縦、横、高さ等の寸法入力を行い、Ｓ１０１で工具種別と切削媒の種別とを選択する。図２の記憶装置６には、図７に示す加工条件データベース、すなわち、工具種別と切削媒（例えば、切削油や切削液など）の種別とを選択することにより、これに適したＺ方向の工具切込量と、Ｘ−Ｙテーブルによるワーク送り速度とが読み出され、加工装置１５に対して自動設定されるようになっている。
【０１０９】
図５３に戻り、Ｓ１０２で設計データとして作成・保存されている三次元形状データを読み出し、まずＳ１０３〜Ｓ１１５で荒削り処理を行う。ここでは、工具切込方向（上下方向）をＺ方向、縦ワーク送り方向をＸ方向、同じく横ワーク送り方向をＹ方向とする。まず、Ｓ１０４で工具を原点位置（Ｘ，Ｙ，Ｚ＝０）とし、ワーク送り速度に応じて定まる送り単位ΔＸにてワークをＸ方向に送り、切削を行う（Ｓ１０５〜Ｓ１０８）。そして、三次元形状データが規定する切削限界位置の内側に入る直前位置となるか、あるいは限界位置Ｘｍａｘに到達したらＸ＝０に復帰し（Ｓ１０８→Ｓ１０９）、Ｙ方向に送り単位ΔＹだけ移動させ（Ｓ１０９〜Ｓ１１１→Ｓ１０５）、Ｓ１０５〜Ｓ１０８のＸ方向の切削を繰り返す。そして、この処理を繰り返して工具とワークとの相対位置がＹ方向限界位置Ｙｍａｘに到達したら、工具を工具切込量ΔＺだけ上昇させてＸ，Ｙ＝０に復帰し（Ｓ１１４→Ｓ１０５）、Ｓ１０５〜Ｓ１１１の処理を繰り返す。
【０１１０】
図５４に示す切削シミュレーション（後述）の画面表示を援用して説明すれば、これによりワークＷは略階段状に荒削り加工されてゆくここととなる。なお、ワークＷを示す材料素材オブジェクトはグレー階調により立体表示され、工具を示す工具オブジェクトは白抜き棒状に表れている。ワーク上面の図面奥側が荒削り面、手前側が仕上加工済み面である。他方、中央部が凸である外面形状を切削する場合、階段状の荒削りでは、Ｘ送り方向において凸部の向こう側の切削はできないから、Ｓ１１５からＳ１１６に進んでＸ方向ワーク送りの前後を反転し、原点も適宜変更して、Ｓ１０４以下の処理をもう一度繰り返す。これにより、先の荒削りでは切削できなかった凸部反対側の荒削りが行われる。
【０１１１】
荒削りが終了すれば、工具を適宜交換し、工具種別と切削媒の種別（ひいては対応する送り速度及び切り込み量：図７参照）とを仕上加工用のものに変更して、Ｓ１１８の仕上加工に移る。仕上加工では、三次元形状データが規定する最終的な面形状に工具を倣わせるように送ることで、荒削り面の小さな凹凸を撫でるように除去し、面仕上を行ってゆく（図５４を再度参照のこと）。
【０１１２】
さて、従来の切削方式であると、先にも説明した通り、次のような問題が発生していた。
▲１▼欠損部の姿勢によっては、凹凸部位を切削する際に、図５７（ａ）に示すように、被加工材料の本来切削すべきでない部位に工具が干渉して、切削精度低下あるいは切削不能といった問題が生じうる。
▲２▼図５２（ｂ）に示すように、欠損部補填形状が縦や斜めを向いていた場合、能率及び材料歩留まりの低下が甚だしい。
【０１１３】
まず、▲２▼の問題は、欠損部の三次元形状データに基づいて、セラミック被加工材料に対する加工体積を反映した加工体積パラメータを算出し、その加工体積パラメータの値が最適化されるように、欠損部の三次元形状データに所定の回転変換を施すことで解決することができる。この処理を司るのは図２の切削最適位置決定プログラム２０４である。処理の流れの一例を図５１に示している。切削体積の最適化を図る上で主に効果があるのは、水平軸（Ｘ軸及びＹ軸）周りの回転移動である。まずＳ７０，Ｓ７１では、三次元形状データに所定の回転角度単位ΔθＸにて回転変換を施しつつ、その回転後の三次元形状データの空間的な拡がりから、欠損部補填形状外面のＸ方向、Ｙ方向及びＺ方向の寸法ＬＸ、ＬＹ、ＬＺを求める。例えばＬＸは、欠損部補填形状外面の面データから、面に属する座標点のうち、Ｘ座標値の最大値をＸｍａｘ、同じく最小値をＸｍｉｎとして、ＬＸ＝Ｘｍａｘ−Ｘｍｉｎとして算出する。ＬＹ、ＬＺも同様に、ＬＹ＝Ｙｍａｘ−Ｙｍｉｎ、ＬＺ＝Ｚｍａｘ−Ｚｍｉｎとして算出する。そして、Ｓ７２で、加工体積パラメータＶを、Ｖ＝ＬＸ×ＬＹ×ＬＺとして算出する。図５２に示すように、これは欠損部補填形状外面４０１ａへの外接直方体の体積であり、これが大きければ大きいほど加工体積、すなわち加工代が大きくなることは明らかであろう。
【０１１４】
そして、Ｓ７３では、上記Ｖが最小となるＸ軸周りの角度位置を見い出してこれに固定し、その状態でＳ７４以下ではＹ軸周りの回転について全く同じ処理を行う。これにより、三次元形状データの、加工体積が最小となる最適の回転角度位置が決定されることになる。そして、Ｓ８０では、決定された回転位置への回転変換を施した状態にて、三次元形状データを再保存する。
【０１１５】
一方、▲１▼の問題については、実際に加工を開始してから加工不能であることに気付く愚は何としても避けねばならない。そこで、本実施例では、欠損部の三次元形状データに基づいて、セラミック被加工材料に対する切削シミュレーションを実施可能としている。この切削（加工）シミュレーションは、図２のシミュレーションプログラム２０７により行われるが、基本的な処理の流れは図５３と全く同様である。ここでは、実際のセラミック被加工材料Ｗの代わりに、ソリッドモデルによる材料素材オブジェクトの三次元形状データを使用し、工具の代わりに同じくソリッドモデルによる工具オブジェクトの三次元形状データを使用して、図７に示すデータに基づき設定された工具切込量とワーク送り速度に従い、コンピュータグラフィックスによる切削シミュレーションを行う。例えば、材料素材オブジェクトと、工具オブジェクトとの間に空間的な重なりが発生すれば、その重なり部分は切削されたと判断し、材料素材オブジェクトからその切削部分に相当するデータ部を消去又は無効化する処理を行う。これにより、図５４あるいは図５５に示すように、加工進行状況を表すシミュレーション画面を表示することができる。なお、図５４（ａ）は、人工骨表側の仕上加工が途中まで進行した状態を、同図（ｂ）は、その仕上加工が終了した状態を示している。また、図５５（ａ）は、人工骨裏側の仕上加工が途中まで進行した状態を、同図（ｂ）は、その仕上加工が終了した状態を示している。
【０１１６】
なお、工具切込量とワーク送り速度は被加工材料の種別によっても異なる場合がある。例えば、該加工装置を用いてセラミックス未焼成成型素材以外に、例えば石膏モデルの切削を行うこともできるが、この場合、それらセラミックス未焼成成型素材あるいは石膏といった、被加工材料の種類毎に図７に示すデータを用意しておき、材料別に適宜データを選択して用いることもできる。
【０１１７】
上記のような切削シミュレーションにより、実際に加工を行わなくとも、図５７に示すような要因により切削不能となる可能性があるか否かを、簡単に知ることができる。例えば、シミュレーション時に設定された加工パスによる加工で、既に切削済みの部位において、三次元形状データが規定する加工限界位置を超えて工具が内側に入り込むか否かを監視し、工具が内側に入り込むようであれば切削不能と判定することができる。また、実際の切削では絶対不可能な早送り処理等も、シミュレーション処理では極めて簡単に行うことができ、切削の可否を迅速に知ることができる。また、図５３のＳ１１９に示すように工具あるいはワークの送り速度と、切削開始から切削終了までの総パス長とを参照すれば、加工に要する時間も簡単に知ることができる。
【０１１８】
そして、切削シミュレーションの結果において、正常な切削が不能と判定された場合は、正常な切削が可能となるように、欠損部の三次元形状データに、平行移動、回転移動及びそれらの組み合わせのいずれかからなる所定の移動変換を施ことができる。なお、先の切削最適位置決定処理を優先した場合、加工代最小となる三次元形状データの回転角度位置が、必ずしも切削可能とはならないこともありうる。そこで、正常切削確保と加工代最小化との２つの課題を解決するために、図５８に示すような処理が可能である。まず、Ｓ１２０では、三次元形状データをある初期位置に設定して切削シミュレーションを行い、その後、三次元形状データに少しずつ回転移動（あるいは平行移動：ここでは、理解を容易にするために回転移動に限って説明を進める）を施しながら、切削シミュレーションを繰り返す。そして、その判定結果を見て、切削可能な角度位置と切削不能な角度位置とを、例えば設計データの一部としてそれぞれ登録・記憶してゆく（Ｓ１２１〜Ｓ１２３）。
【０１１９】
そして、全ての有効角度範囲を調べ尽くせば、切削可能な角度範囲［θＶ］が記憶されているはずであるから、その角度範囲［θＶ］に限定した形で、図５１の切削最適位置決定処理を行えば、正常切削可能であってしかも切削代も最小化できる三次元形状データの変換位置を求めることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】Ｘ線ＣＴの原理説明図。
【図２】本発明の補填用人工骨設計システムを用いた補填用人工骨加工システムの、電気的構成の一例を示すブロック図。
【図３】人体断層の画像データ取得方法を概念的に示す説明図。
【図４】加工装置の電気的構成の一例を示すブロック図。
【図５】設計データの記憶形態の一例を示す概念図。
【図６】設計データの内容の一例を示す概念図。
【図７】加工装置に対する工具切り込み量と送り速度との設定データの構成例を示す概念図。
【図８】Ｘ線ＣＴによる撮影を行う断層位置の設定例を示すレントゲン写真。
【図９】Ｘ線ＣＴによる断層画像のいくつかの出力例を示す図。
【図１０】骨部データ抽出処理の流れの一例を示すフローチャート。
【図１１】断層位置による骨部領域の像ぼけの発生原因を説明する図。
【図１２】手動により骨部外形線を入力する方法を示す説明図。
【図１３】閾濃度レベルを選択して骨部外形線を自動発生させる方法を示す説明図。
【図１４】原イメージデータの二値化の原理と、ＣＴ値に応じた表示色の設定例を示す図。
【図１５】濃淡階調を有する原イメージデータと、骨部候補領域の抽出例を示す説明図。
【図１６】ラベリングによる領域分離抽出の原理説明図。
【図１７】頭蓋骨部の開口部を補間曲線にて埋める処理例を示す説明図。
【図１８】補間曲線の発生方法を示す説明図。
【図１９】サーチ円を用いて補間曲線をさらに高精度に発生させる方法を示す説明図。
【図２０】サーチ円の中心決定方法を示す説明図。
【図２１】輪郭点群化処理の流れの一例を示すフローチャート。
【図２２】骨部外形線を各種投影にて表示した画面出例を示す図。
【図２３】図２２の平面投影を拡大して示す図。
【図２４】複数スライスの骨部外形線を平面投影に合成する様子を示す説明図。
【図２５】図２２の正面投影及び側面投影を模式化して説明する図。
【図２６】骨部外形線の立体合成投影により生ずる錯覚の例を説明する図。
【図２７】骨部外形線のスムージング補正の位置方式を説明する図。
【図２８】図２２の、濃淡画像の重ねイメージを拡大して示す図。
【図２９】位置決め用目印画像が形成されたＸ線ＣＴフィルムの一例を示す図。
【図３０】位置決め用目印画像が不鮮明化して、位置決め誤差を生ずる様子を説明する図。
【図３１】三次元形状データ作成処理の流れの一例を示すフローチャート。
【図３２】頭蓋骨における各種欠損発生形態を示す図。
【図３３】鏡映コピーによる欠損部復元を行う場合の問題点を説明する図。
【図３４】コピー先の位置補正を行いながら鏡映コピーを行う方式の説明図。
【図３５】額に生じた欠損部の三次元形状データ作成を行う場合に使用する骨部外形線合成像の、正面投影表示例を示す図。
【図３６】同じく側面投影表示例を示す図。
【図３７】欠損部の外面輪郭線の形成例を示す図。
【図３８】開口内面に凹凸が形成された欠損部に対する補填用人工骨の形状例を示す模式図。
【図３９】補間基準線と欠損部補間曲線の発生例を示す図。
【図４０】補間曲線及びそれに基づく面データの発生方式を説明する図。
【図４１】額に生じた欠損部の三次元形状データ作成を行う場合に使用する骨部外形線合成像の、平面投影表示例を示す図。
【図４２】欠損部補間曲線上に制御点を発生させ、それを用いて形状補正する様子を示す説明図。
【図４３】欠損部補間曲線形成後の側面投影表示例を示す図。
【図４４】頭頂部に生じた欠損部の三次元形状データ作成を行う場合に使用する、健常部外面オブジェクトを模式的に示す斜視図。
【図４５】投影元基準線を設定した健常部外面オブジェクトの表示例を示す図。
【図４６】図４５の投影元基準線に基づき補間基準線を形成した状態の、健常部外面オブジェクトの表示例を示す図。
【図４７】図４６の補間基準線に基づき欠損部補間曲線を形成した状態の、健常部外面オブジェクトの表示例を示す図。
【図４８】図４７の欠損部補間曲線間に面データを発生させる様子を示す説明図。
【図４９】投影元基準線を平行線状に設定する例を示す健常部外面オブジェクトの三面図。
【図５０】ソリッドモデルによる三次元形状データの概念を説明する図。
【図５１】切削最適位置決定処理の流れの一例を示すフローチャート。
【図５２】切削体積を最小化する三次元形状データの回転変換を説明する図。
【図５３】加工処理あるいはそのシミュレーション処理の流れの一例を示すフローチャート。
【図５４】加工シミュレーションの出力例を示す図。
【図５５】加工シミュレーションの別の出力例を示す図。
【図５６】被加工材料を直接切削して補填用人工骨を製造する方法を説明する図。
【図５７】被加工材料と工具との位置関係により切削不能となる場合の説明図。
【図５８】加工可否を考慮した切削最適位置決定処理の流れの一例を示すフローチャート。
【符号の説明】
１ 補填用人工骨加工システム
３ ＣＰＵ
７ イメージスキャナ
１１ 表示装置（画像表示手段）
１５ 加工装置
４０ 補填用人工骨設計システム
５０ コンピュータ
８０ フィルム
９０ 断層画像
９３ 最大候補領域
９９ 画素濃度モニタバー（画素濃度表示手段）
１００ 骨部推定画像領域
１０１ 曲線制御点
１０２ 基準濃度レベル領域
１０３ 骨部外形線情報
１０８ 頭蓋骨部候補領域
１１７ サーチ円
１２２ 重ねイメージ
１２５ 骨部外形線情報
１２９ 欠損部の推定外形線
１３２ 位置決め用目印画像
１４９ 補間基準線
１４９ａ 第一基準線セグメント
１４９ｂ 第二基準線セグメント
１５０ 外面輪郭線
１５１，１６４ 欠損部補間曲線
１５２，１６８ 曲線制御点
１６０ 健常部外面オブジェクト
１６２ 投影元基準線
２００ 制御プログラム
４００ 欠損部
ＳＣ 断層位置
ＭＳＰ 鏡映基準面
Ｋｘ 閾濃度レベル
Ｋｉ 基準濃度レベル[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a system for designing a replacement artificial bone that fills a bone defect such as a skull based on a tomographic image of a human body such as X-ray CT and NMR, and a method for manufacturing a replacement artificial bone using the system.
[0002]
[Prior art]
For example, in order to treat a patient having a bone defect due to a traffic accident or other accidents, an operation for filling the defect with an artificial bone is performed in the field of orthopedics or plastic surgery. As a related art related to this, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 7-284501 uses an X-ray CT or MRI tomographic image (tomographic image) to insert an internal fixation member such as an artificial bone head (for example, a defective part). Is obtained as three-dimensional data, and the three-dimensional data is used to display a three-dimensional image of the insertion site, while moving the image of the internal fixation member on the screen, and before the operation, the insertion site of the member There is disclosed a technique that can simulate the suitability for.
[0003]
On the other hand, in Japanese Patent Publication No. 6-2137, using an X-ray CT or MRI tomographic image, an insertion site of an internal fixation member such as an artificial bone head is acquired as three-dimensional data, and the three-dimensional data is used as a cutting device. An apparatus for producing a replica (model) of an insertion site by outputting is disclosed.
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
For example, when a defect occurs in the skull, as shown in FIG. 32, the human skull SKL has a substantially left-right target shape when viewed from the front (face side). Then, as shown in FIG. 32 (a), when the mirror reference plane MSP is set at the center of the face, the missing portion 400 is present only on one side with respect to the mirror reference plane MSP such as the temporal region. As a method for manufacturing a replacement artificial bone that fills the portion 400, a technique called mirror copy (hereinafter also referred to as “mirror copy”) has been used. This is as shown in claim 5 of Japanese Patent Publication No. 6-2137.
[0005]
However, in most cases, there are subtle deviations from symmetry on the right and left sides of the actual skull, and inconvenience may occur when performing a mechanical mirror copy. For example, FIG. 33 shows an example of a skull having slightly poor symmetry in which the left portion SKL2 is twisted and deformed so that the top of the head side is closer to the MSP side with respect to the right portion SKL1 with respect to the mirroring reference plane MSP. . In this case, when the right portion SKL1 is overlaid on the SKL2 where the defect portion 400 exists by mirror copy regarding the MSP, the copy source portion 401 that gives the filling shape of the defect portion 400 moves to the mirror copy portion 401 '. However, it is clear that the mirror copy unit 401 ′ is not compatible with the missing part 400.
[0006]
An object of the present invention is to provide an artificial bone design system for supplementation that enables the design of an artificial bone having an outer surface shape that is much better in conformity to a defect than when performing mechanical mirror copy, An object of the present invention is to provide a method for producing a replacement artificial bone using the same.
[0007]
[Means for solving the problems and actions / effects]
  In order to solve the above problems, the artificial bone designing system for supplementation of the present invention is a system for designing an artificial bone for filling that fills a bone defect based on a human tomographic image.
  In each of tomographic images taken at a plurality of different tomographic positions in the head axis direction, a skull part region extracting means for extracting an image region of the skull part;
  Based on the extracted skull part candidate area, bone part outline information generating means for generating bone part outline information, which is outline information of an area to be finally determined as a skull part, as point cloud data at a predetermined interval When,
  Three-dimensional shape data generation means for generating three-dimensional shape data of the defect portion of the skull based on the bone outline information for each tomographic position,
  The three-dimensional shape data generation means
  A mirror reference plane setting means for setting a mirror reference plane that divides the skull into left and right parts at the center of the face;
  A bone outline is formed in order to at least partially compensate for a missing portion that exists on one side with respect to the set mirror reference plane, or a missing portion that exists on both sides in an unsymmetrical shape. Compensation part outline data generation means for generating a copy of the point cloud data as compensation part outline data by mirror-copying the data corresponding to the missing part to be compensated among the group data. When,
  The position of the copy destination of the point cloud data is adjusted so that the outline of the filling part generated by the mirror copy matches the outline of the healthy part around the missing part to be filled.A reference outline is set on the outer surface of the healthy part around the defect to be compensated by any of parallel movement, rotational movement, and a combination thereof, and the point group and the reference copied by mirror copy A mirror copy correction means for correcting so that the total geometric displacement with the outline is minimized,
  Three-dimensional shape data of the outer surface of the artificial bone for filling the defect portion is generated on the basis of the outline data of the filling portion based on the corrected point cloud data.
[0008]
In addition, the method for manufacturing a replacement artificial bone according to the present invention refers to the three-dimensional shape data created by the above-described replacement artificial bone design system, while the artificial bone for replacement indicated by the three-dimensional shape data indicates the material to be processed. The method includes a step of processing into a shape.
[0009]
Note that the bone part is, for example, a skull, and in this case, the tomographic image can be a circular image of the head obtained by setting the axial direction so as to penetrate the skull vertically. Further, the material to be processed can be an unfired molded material of ceramics which is an artificial bone material. In this case, the artificial bone for compensation can be obtained by firing the material processed into the artificial bone shape for supplement. The created three-dimensional shape data can also be used in a form in which dimensions are enlarged (or reduced) at a predetermined ratio in order to take into account shrinkage due to firing, for example. Also, in this specification, the pixel density means broad information indicated by any one of the light and shade of the pixel, the color, and a combination of both. Treat as "different".
[0010]
According to the present invention, a mirror reference plane that divides the skull into left and right parts at the center position of the face is set, and a defect portion (or left and right non-target shape) that exists on one side with respect to the set mirror reference plane In order to at least partially compensate for the defect portion that extends across both sides of the point cloud data, the point cloud data that forms the bone outline outline corresponding to the defect portion to be compensated is mirrored with respect to the mirror reference plane. Copy the movie. However, the mirror copy is not mechanically performed, but the contour line of the filling part generated by the mirror copy is matched with the outline shape of the healthy part existing around the defect part to be filled. The position of the copy destination of the group data is corrected. By this correction, even in the case of FIG. 33, for example, an artificial bone having an outer surface shape having a much better conformity to the defect portion is designed and manufactured as compared with the case of performing conventional mechanical mirror copy. It becomes possible to do.
[0011]
Hereinafter, configurations that can be further added to the artificial bone design system for compensation will be described.
(Configuration 1)
In each of the tomographic images taken at a plurality of different tomographic positions, a bone part region extracting means for extracting a bone part image region;
Based on the extracted bone part image region, bone part outline information generating means for generating bone part outline information that is outline information of an area to be finally determined as a bone part,
3D shape data generation means for generating 3D shape data of a bone defect based on the bone outline information for each tomographic position,
The bone region extraction means sets the threshold density level for extracting the bone region with respect to the pixel density constituting the tomographic image to a unique value that differs depending on the tomographic position.
[0012]
When a tomographic image of a bone part is captured by X-ray CT or the like, there are overwhelmingly many cases that are imaged based on accumulated tomographic information from a human slice region having a predetermined width. For example, in the case of a skull, it has a shape that decreases in diameter toward the top of the head, but as it approaches the top of the head, the influence of the blur expansion of the bone image area derived from the inclination of the skull wall increases, The boundary between the bone region and the region that is not is unclear. When an area having a pixel density equal to or higher than the determined pixel density is determined to be a bone part, the larger the blur spread, the smaller the bone part area on the image appears than the actual bone part region. It may also lead to a problem of misrecognizing.
[0013]
Therefore, in the above configuration, the threshold density level for extracting the bone region with respect to the pixel density constituting the tomographic image is set to a unique value that differs depending on the tomographic position in consideration of the influence of blur spreading and the like. I did it. As a result, it becomes possible to determine the outline of the bone part more accurately, and as a result, it is possible to further improve the adaptability to the defect part of the artificial bone for replacement obtained finally.
[0014]
(Configuration 2)
A bone candidate region extracting means for extracting a pixel region of a predetermined density level as a bone candidate region in each of tomographic images taken at a plurality of different tomographic positions;
Of the bone candidate areas, an area selection means for selecting what will eventually be used as a bone area (hereinafter referred to as a confirmed bone area);
Based on the determined bone part region, bone part outline information generating means for generating bone part outline information that is outline information of an area to be finally determined as a bone part,
3D shape data generating means for generating 3D shape data of a bone defect based on bone outline information for each tomographic position is provided.
[0015]
For example, taking the skull as an example, the shape is roughly a spheroid or egg-shaped outer shape, but the internal structure is not so simple, for example, the nose or ear is formed as a small separate bone. Since there is a portion that has a large opening such as an orbit, there is a natural possibility that an integral bone portion appears separately if a tomogram is taken. Furthermore, as a measurement problem, a small region having the same density level as the bone portion may appear in the region other than the bone portion due to the influence of noise or the like.
[0016]
According to the above configuration, of the bone part candidate areas appearing in the tomographic image, for example, a part that seems to have an advantageous effect on accurate shape interpolation of the defect part shape, such as the nose, is finally the bone part area. As a definite bone region to be used, a portion that should not be incorporated or a region that is clearly considered to be due to noise or the like can be excluded from the definite bone region. As a result, it is possible to accurately determine the three-dimensional shape data of the bone defect.
[0017]
(Configuration 3)
In each of the tomographic images taken at a plurality of different tomographic positions, a bone part region extracting means for extracting an image region of the bone part;
Based on the extracted bone part region, bone part outline information generating means for generating bone part outline information that is outline information of an area to be finally determined as a bone part,
Defect part estimated outline information generating means for generating defect part estimated outline information, which is estimated outline information of the defect part, based on the shape information of the bone part outline for the bone part outline related to the defect part When,
A bone outline display means for displaying the bone outline along with the estimated outline of the defect based on the bone outline information and the defect estimated outline information;
Display control means for making display states of the outlines different from each other so that the bone outline and the estimated outline displayed on the bone outline display means can be identified;
3D shape data generating means for generating 3D shape data of a bone defect portion based on bone outline information for each tomographic position.
[0018]
According to the above configuration, the estimated outline information of the missing part is created by the bone outline information generated based on the tomographic image, and the bone outline and the estimated outline can be identified. These external lines are displayed in different forms. According to this, in the stage before creating the final three-dimensional shape data of the defect part, the estimated outline information of the defect part based on the bone outline information is created, and further, it is the pixel shade, color, etc. Thus, the images are displayed in different display states. As a result, it is possible to intuitively grasp the rough three-dimensional shape of the missing part, and the problem of misidentifying the curved posture in the space due to illusion etc. is reduced, so the final three-dimensional shape data is designed -When creating, you will be able to work efficiently with a clear completed image without confusion.
[0019]
(Configuration 4)
In each of the tomographic images taken at a plurality of mutually different tomographic positions, a bone part region extracting means for extracting an image region of the bone part;
Based on the extracted bone part region, bone part outline information generating means for generating bone part outline information that is outline information of an area to be finally determined as a bone part,
3D shape data generation means for generating 3D shape data of a bone defect based on the bone outline information for each tomographic position,
The three-dimensional shape data generation means
Interpolation reference line generation means for setting an interpolation reference line reflecting the surface shape of the healthy part of the bone part based on the bone part outline information,
A curve control point setting means for setting a curve control point for generating an interpolation curve along the interpolation reference line;
Using the set curve control point, according to a predetermined curve determination algorithm, comprising a missing portion interpolation curve generating means for generating a missing portion interpolation curve for curve interpolation of the missing portion,
Based on the missing portion interpolation curve, three-dimensional shape data of the outer surface of the artificial bone that fills the missing portion is generated.
[0020]
For example, without referring to FIG. 32, the human skull SKL has a substantially right and left target shape when viewed from the front (face side). Then, as shown in FIG. 32 (a), when the mirror reference plane MSP is set at the center of the face, the missing portion 400 is present only on one side with respect to the mirror reference plane MSP such as the temporal region. As a method for manufacturing a replacement artificial bone that fills the portion 400, a technique called mirror copy (hereinafter also referred to as “mirror copy”) has been used. This is as shown in claim 5 of Japanese Patent Publication No. 6-2137.
[0021]
However, there is actually no guarantee that a bone loss due to injury or the like always occurs in the form as shown in FIG. Actually, as shown in FIG. 6B or FIG. 8C, it is not rare that the defect part 400 occurs across both sides of the mirror reference plane MSP, such as the forehead and the top of the head. Needless to say about the case, the mirror copy method is completely powerless. This is because there is no data to be referred to because the missing portion that has spread to one side of the mirror reference plane MSP has spread to the opposite side expected as the copy source. Also, no matter how contrasted, the actual skull has a slight deviation from symmetry, and mechanical mirror copy may not always be the best method.
[0022]
Therefore, in the above method, an interpolation reference line reflecting the surface shape of the healthy part side of the bone part is set based on the bone outline information based on the tomographic image, and further, set along the interpolation reference line. Using a curve control point, in accordance with a predetermined curve determination algorithm, generate a defect interpolation curve that interpolates the defect part, and based on the defect interpolation curve, the three-dimensional artificial bone outer surface that compensates the defect part Shape data was generated. The feature of this method is that, from the shape information of the healthy part around the defect part, by generating an interpolation curve suitable for the shape in the defect part, the three-dimensional shape data of the outer surface of the artificial bone filling the defect part is obtained. The point is that it is created as estimated data from the shape. Therefore, an artificial bone can be designed and manufactured easily and accurately even for a defect portion to which mirror copy is not applicable. In addition, even when there is a large shift in symmetry between the left and right sides of the defect part to which mirror copy can be applied, it is better to estimate the defect part shape from the healthy part around the defect part as described above. In some cases, a replacement artificial bone can be produced.
[0023]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to examples shown in the drawings.
In this embodiment, a case where a defect is to be compensated for is a skull, and three-dimensional shape data for designing the artificial bone for filling is created based on a tomographic image by X-ray CT. However, the imaging means for tomographic images is not limited to X-ray CT, and MRI, positron CT, emission CT, ultrasonic tomographic imaging, and the like may be employed.
[0024]
First, prior to describing the apparatus configuration, the principle of the known X-ray CT will be briefly described. FIG. 1 is a principle diagram showing an example of an X-ray CT. An X-ray beam narrowed down from an X-ray tube through a collimator is radiated to a human body (in this case, a head) that is a subject. The X-ray beam is slightly absorbed and attenuated by the living body tissue on the way, and then most of the remainder is transmitted. The transmitted X-ray is measured by a detector.
[0025]
Assuming that the intensity of the emitted X-ray is I0, the intensity after passing through the subject is I, and the absorption coefficient of the X-ray absorbed by the subject, that is, the tissue inside the human body is μ (x, y), approximately It is known that this relationship is established.
[0026]
[Expression 1]

[0027]
Here, the integral represents a line integral along the direction L of the transmitted X-ray beam. In this equation, the logarithm of both sides is taken as Equation 2.
[0028]
[Expression 2]

[0029]
That is, the logarithm of the ratio of the incident intensity and the transmitted intensity of X-rays is approximately equal to the integral value of the absorption coefficient along the X-ray beam. Therefore, if the X-ray source and the detector are moved synchronously (translational movement) while keeping the direction of the X-ray beam constant, projection data of this angle can be obtained by the operation based on the translational movement. Then, by rotating the angle by a predetermined interval (for example, 1 °) and repeating the same operation, projection data (projection integral values) from all directions can be obtained. All of these data are stored in a computer, from which the X-ray absorption coefficient μ (x, x, x) at each point is calculated from the projection data by a known image reconstruction method such as a successive approximation method, a Fourier transform method or a filtered back projection method. y) is calculated, and a tomographic image is obtained.
[0030]
In a normal clinical diagnosis, a relative absorption coefficient called a CT value is introduced for convenience. For example, water is taken as 0, air-500, and bone 500, and the values are divided into, for example, 1000 equal parts. In the present invention, it is particularly necessary to extract a bone image, but the extraction process is basically performed based on a difference from the CT value of another tissue. In the tomographic image, as shown in FIG. 14B, the CT values are divided by appropriate gradation threshold values, and pixel outputs of different display colors (or densities) are displayed in the CT value interval between the threshold values. By dividing using the index, the pixel areas belonging to the same CT value section are imaged in the form of being displayed in the same color. For image display, a window function is often introduced, in which gradation is added only within the width of a specific absorption coefficient and the others are expressed in black (or white). For example, it is possible to obtain a high-contrast image for the bone portion.
[0031]
FIG. 2 shows an artificial bone designing system for supplementation (hereinafter also simply referred to as a design system) 40 according to an embodiment of the present invention, and a processing system for manufacturing an artificial bone for supplementation using the same (hereinafter simply referred to as a machining system). It is a block diagram showing the electrical configuration of 1). The core of the design system 40 is a computer 50, which includes an I / O port 2 and a storage device 6 composed of a CPU 3, a ROM 4, a RAM 5, a hard disk device and the like connected thereto. The I / O port 2 includes a data reading device 8 for reading a data recording medium on which digital tomographic image data is recorded, such as a floppy disk, a magneto-optical disk, and an optical disk (CD-ROM), and a tomographic image film or hardware. An image scanner 7 for reading copy output, a display control unit 10 and a display device 11 connected thereto, an input unit such as a keyboard 12 and a mouse 13 are connected.
[0032]
The storage device 6 stores a control program 200 for realizing basic functions of the design system 40 and the machining system 1. The control program 200 includes a bone part data extraction program 201, a bone part outline three-dimensional synthesis program 202, a three-dimensional shape data creation program 203, a cutting (machining) optimum position determination program 204, a cutting (machining) program 205, and a simulation program. 206 is included. In addition, a design data storage unit 207 is formed in the storage device 6 and, as shown in FIG. 5, the design data storage unit 207 is associated with operation target person specifying data for specifying an operation target person (patient). The design data of the artificial bone for filling that fills the defect is stored. The CPU 3 executes the programs 201 to 206 stored in the storage device 6 by using the program work area 5a of the RAM 5, thereby performing basic operation control processing of the design system 40 and the processing system 1, that is, Control for realizing necessary function realizing means for each process is performed. The design data necessary for creating the three-dimensional shape data is stored in the data storage area 5b of the RAM 5 and used for program processing.
[0033]
FIG. 8 is an example of an X-ray photograph showing the head of the operation subject (patient). The upper part of the head is horizontally traversed in the form of approximately equal intervals (for example, about 5 mm in actual dimensions with respect to the head). White broken lines lined up at (intervals) indicate tomographic positions SC at which tomography is performed. As shown in FIG. 6, the design data includes a slice No. specifying each of these tomographic positions (hereinafter also referred to as slices). Tomographic original image data of a tomographic image obtained by tomography, and bone extracted binary data obtained by binarizing this by extracting only the bone by processing described later. Including. In addition, the bone outline data generated using the binarized bone extraction binarized data is synthesized three-dimensionally according to the tomographic position sequence, and the bone outline 3D composite data is used later. It also includes three-dimensional shape data of the artificial bone for compensation designed and created by the processing described.
[0034]
As image data of a human tomographic image, for example, as shown in FIG. 3B, a direct digital image signal is obtained based on an imaging signal acquired by a tomographic imaging apparatus such as X-ray CT (or NMR). The one recorded as can be used. For example, in the case of a CT scanner, the original signal data reflecting the X-ray absorption rate imaged through the CT scanner is taken into the CT apparatus analysis computer through the input signal cable, and here, for the above-described image reconstruction. A known process is performed to create digital grayscale image data (tomographic data) for tomographic image output. This tomographic data may be directly transferred to the computer 50 of the design system 40 via a data output cable. However, if this is not possible, the tomographic data is transferred using a communication network or the above-described data recording. It may be temporarily stored in the medium 9 (FIG. 2) and read via the data reader 8.
[0035]
The advantage of the above method is that the image is very clear because it uses digital grayscale image data directly, and it is not easily affected by noise, etc., and the influence of analog errors in positioning images between slices by digital synthesis. It is in the point which does not receive at all. However, there are also the following disadvantages. First, there are many cases where the format of tomographic data differs depending on the type of tomography apparatus, and special format data may not be available. In addition, when data is erased at the hospital side where tomography was performed, or when digital image data cannot be output depending on the device model, it is fundamentally impossible to cope with it.
[0036]
Therefore, as a method of complementing this defect, as shown in FIG. 3A, as image data of a human tomographic image, as a film of a monitor image or an image printed matter in a tomographic imaging apparatus such as X-ray CT, NMR, etc. An example of using the output image hard copy 80 converted into image data by the image scanner 7 can be exemplified. With this method, even if the data is erased, or even in the case of a CT apparatus that cannot output data, if an image hard copy 80 such as a photographic film or image printout remains, the image can be read out. Digital gray image data can be obtained.
[0037]
Returning to FIG. 2, the machining apparatus 15 is connected to the design system 40 via the data interface 14, and the machining system 1 is configured together with the design system 40. The processing apparatus is not particularly limited as long as it is suitable for cutting a ceramic workpiece, but in this embodiment, it is constituted by an NC processing machine using, for example, a vertical milling machine. FIG. 4 is a block diagram schematically showing an example of the hardware configuration. That is, the ceramic work material W is fixed on the XY table 60 that controls the workpiece feed (XY direction) in a horizontal plane by a known screw shaft mechanism, while the tool (flying) TL is attached to the motor 64. The machining head 65 to be rotated is movable in the vertical direction (Z direction) by the motor 63 via a screw shaft mechanism.
[0038]
The motors 61 and 62 for feeding the X-Y table 60 in the X-axis direction and the Y-axis direction, the motor 63 for feeding the machining head 65 in the Z-axis direction, and the tool rotating motor 64 are all motors. The rotation angle position and the rotation speed are detected by a pulse generator PG that rotates in conjunction with the rotation axis, and the rotation is controlled by a servo controller that receives feedback of the detected information. Each servo controller is connected to a control computer 55 (including an I / O port 56 and a CPU 57, ROM 58, RAM 59, etc. connected thereto). The control computer 55 is connected to the design system 40 via the data interface 14, and receives a machining control signal (for example, machining path data signal) issued based on the created three-dimensional shape data, and receives each servo. A drive command signal for the motors 61 to 64 is sent to the controller.
[0039]
Hereinafter, the flow of processing for creating three-dimensional shape data will be described in order. First, bone outline information generation processing based on a tomographic image is executed by the bone data extraction program 201 in FIG. Here, the program 201 plays a role of causing the computer 50 mainly composed of the CPU 3 to function as the following means.
(1) Bone region extraction means: extracts a bone region image region 85 in each of the tomographic images 90 taken at a plurality of mutually different tomographic positions.
{Circle around (2)} Bone outline information generating means: Based on the extracted bone image area 85, bone outline information 103, which is outline information of an area to be finally determined as a bone, is generated. In addition, the threshold density level KS for extracting the bone region with respect to the pixel density constituting the tomographic image 90 is set to a unique value that differs depending on the tomographic position SC.
[0040]
FIG. 9 shows an example of a tomographic image 90 by X-ray CT. (A) is the third layer (position crossing the orbit) as viewed from the lowest layer side in FIG. 8, and (b) is the fourteenth layer. (C) shows a multi-tone original image of each tomographic position of the 24th layer (closer to the top of the head) of the eye (a few layers above the upper edge of the orbit). In both cases, the upper side of the image is the face side (front side), and a circular outline of the head appears as a slightly dark gray area, and an image area estimated as a skull part (bone estimated image area; along the head outline) The density level of the pixel is set so that the portion appearing in a ring shape appears as white as possible. If it demonstrates with reference to the schematic diagram of FIG. 12, the bone part estimation image area | region 100 can be visually discriminate | determined between the background with predetermined | prescribed brightness | luminance K0 or more corresponding to the approximate position of the bone part to which its attention is paid. An area that appears with high contrast. A gradation due to blur, which will be described later, is formed on the outer edge portion, and the boundary with the background portion may be unclear, but this boundary plays a very important role in determining the bone outline 103. There is no. On the other hand, the reference density level area 102 is located inside the bone estimation image area 100 and has a reference density level that is a predetermined pixel density level (for example, a pixel density level having a luminance equal to or higher than Ki). It is an area that can be almost certainly determined to belong to the bone part (however, in the image representation, even if black and white are reversed, the bone part can be identified without any problem. A density level lower than a certain luminance Kj may be set as a reference density level).
[0041]
What is found by looking at FIGS. 9A to 9C is that the width of the bone portion estimated image region (corresponding to the thickness of the skull) increases as it is located on the upper layer side. Rather than the difference in bone thickness, this is considered to be influenced by image blur due to the following factors. That is, as shown in FIG. 11 (a), in many X-ray CT apparatuses, the tomographic image may not be narrowed down to an X-ray beam used for tomography to a certain diameter or less. ) And (c), a slice of a human body having a predetermined width, such as a plate-shaped slice region SC having a certain thickness, for example, slice regions SC1 and SC2 sandwiched between a certain fault position and an adjacent fault position. Imaging is performed based on cumulative tomographic information from the region SC (a kind of integral information over the thickness direction of the human slice region SC). In this case, particularly in a portion above the upper edge of the orbital opening of the skull (for example, a portion above the forehead), the wall of the skull SKL is separated from the direction of the head axis in the lower slice region SC1. In contrast, in the upper slice region SC2, the wall portion of the skull SKL is inclined more inwardly.
[0042]
In this case, as shown in FIG. 11C, the wall portion of the skull SKL forms the bone portion estimated image region 100. As described above, the integral portion in the thickness direction of the slice region SC is integrated. Due to the information being imaged, the projected area increases by the amount of inclination of the skull SKL, leading to image blurring. Specifically, as shown in FIG. 11D, in the case of the slice region SC2 where the degree of inclination of the skull SKL is large, the portion CP located over the entire thickness of the slice region SC2 in the skull SKL is the portion of the skull SKL. The shape is limited to the vicinity of the center in the width direction. This portion is a portion that becomes the reference density level region 102 in which the luminance of the pixel is Ki or higher. On the other hand, since the both side portions CQ occupy only a part in the thickness direction, the luminance appears as a portion less than Ki, but it remains higher than the upper limit luminance K0 of the background portion, and the bone portion estimated image region 100 And must be identified. As a result, the width W ″ of the bone estimated image region 100 becomes considerably larger (that is, it is blurred) than the actual width SKL of the skull SKL. On the other hand, the width W ′ of the reference density level region 102 is On the other hand, since it becomes smaller than the width W of the skull SKL, it cannot be adopted as the correct width W. On the other hand, in the slice region SC1 where the inclination of the skull SKL is large, the above-mentioned tendency is not so much. Not noticeable.
[0043]
Therefore, as shown in FIG. 12, in the portion above the upper edge of the orbital opening of the skull SKL, the influence of the blur expansion of the bone portion estimated image region 100 resulting from the inclination of the skull wall portion is alleviated. If the positional relationship between the reference level region 102 and the bone outline 103 to be finally determined is determined, the determination position of the bone outline 103 can be adjusted according to the size of image blur due to the tomographic position. The bone outline 103 can be determined more accurately. As shown in FIG. 12, in the estimated bone region 100, the reference density level region 102 appears at the center in the thickness direction of the skull, and the pixel density level increases (inverted density setting as it goes outward). If this is the case, it will be blurred). Then, the position of the bone outline 103 can be determined as a pixel position having a threshold density level KS that is separated from the reference density level Ki by a predetermined value in the direction of blur spreading.
[0044]
If the blur spread is small, the position of the bone outline 103 is set so that the boundary of the reference level region 102 is small, and conversely if it is large, the gap is large. For more accurate position determination, reference is made to the reference level region shape of the lower layer tomographic position where the blur spread of the bone estimated image region 100 is relatively small, and the bone part outline of the upper layer side of the tomographic position is referred to It is useful to determine the line 103. For example, in the upper layer fault position where the blur spread is large, the bone width is estimated from the width of the reference level region on the lower layer side, and the density level of the pixel corresponding to the end position of the bone width is read and used. It is also possible to determine the threshold density level KS.
[0045]
In addition, setting such a threshold density level KS may be effective even in a tomographic image on the lower layer side where the blur spread is small, for example. For example, as shown in FIG. 11B, when a tomographic image of X-ray CT is obtained by film output of monitor output, the skull screen is located because the monitor screen is separated from the film film surface to some extent. Image enlargement is more likely to occur on the outer side of the image, and image blur caused by this may inevitably occur even in a lower-layer tomographic position. In view of this, if the boundary position of the bone outline 103 is corrected with the threshold density level KS, a more accurate outline can be obtained.
[0046]
Next, in order to make it less susceptible to the blur spread due to the inclination of the skull wall, the threshold concentration level KS is more distant from the reference concentration level Ki as the tomographic position is located above the skull in the axial direction. It is desirable to set it as a value. As described above, the reference density level region width becomes narrower as the tomographic position is located in the upper layer, and particularly in the tomographic position (slice) near the top of the head, even when the inclination of the skull wall is further increased in FIG. As can be easily guessed, the region satisfying the reference density level Ki or higher, that is, the reference density level region 102 itself may be lost. However, in reality, the bone part always appears on the cross-section, and the cross-sectional width should be increased by the inclination. Therefore, by setting the threshold density level KS as a value away from the reference density level Ki, a more accurate bone outline can be determined.
[0047]
Hereinafter, a specific method for setting the threshold density level KS will be described. For example, the display device 11 of FIG. 2 functions as a tomographic image display unit that displays a tomographic image 90 at each tomographic position. The threshold density level KS can be manually input while referring to the tomographic image 90 at each tomographic position. For example, as shown in FIG. 12, the bone outline information generating means realized by the program 201 includes a threshold density level input means 99 for variably setting the threshold density level KS in a multistage or stepless manner, and its variable A bone image area display controller that variably outputs the extracted bone image area 85 in a distinguishable manner from other image areas to the tomographic image display means (display device) 11 in accordance with the input threshold density level KS; Can be given a function.
[0048]
As shown in FIG. 12A, the tomographic image displayed on the screen of the display device 11 shows the estimated bone region 100 having a pixel density level equal to or higher than the above-described luminance K0. On the screen, a threshold density level input bar 99 is formed as a threshold density level input means. This is because the set threshold density level KS can be changed steplessly continuously (or intermittently by a finite number of steps) by sliding the pointer P in the length direction of the bar by mouse drag or the like. It has become. On the screen of the display device 11, an output state (for example, specifying red or the like) in which a pixel having a higher luminance than the set threshold density level KS as a binarization threshold can be distinguished from the remaining pixels. ) And is displayed as a bone region 85. A row of pixels that gives the outer edge position of the bone region 85 forms the bone portion outline 103. That is, the bone part outline information is given as point cloud data including a set of outer edge points of the bone part region 85 formed by binarization as described above.
[0049]
Then, when the threshold density level KS is set and changed by operating the threshold density level input bar 99, the binarization process is performed again with the changed threshold density level KS as shown in FIG. The state is changed in real time on the screen. The operator operates the threshold density level input bar 99 and observes the change in the display state of the bone region 85, for example, considering the width of the bone region 85 determined in another slice, the position of the slice, and the like. Then, the set threshold density level KS that seems to be optimal is selected. As a result, the point group data of the final bone region 85 and the bone outline 103 is determined and stored.
[0050]
On the other hand, as shown in FIG. 13, the bone outline information generating means calculates the stored value 105 of the individual threshold density level KS for each tomographic position and the threshold density level value for each tomographic position. The threshold density level generation source storage means that stores at least one of the calculation programs 105 ′ as the threshold density level generation source, and the threshold density level value corresponding to the focused fault position as the threshold density level generation source A threshold density level value deciding means that decides on the basis of the threshold value can also be provided. In this case, the pixel position corresponding to the determined threshold density level value is determined as the position of the bone outline 103. As shown in FIG. 13C, the threshold density level value KS (= KS1, KS2,...) For each slice (tomographic position) is stored in the memory 105, and the threshold density level of the slice of interest is stored. The value KS can be read and determined as appropriate. In addition, in order to calculate the threshold density level value for each tomographic position, the relationship between the tomographic position (slice No.) and the threshold density level value KS is stored in the form of a functional expression 105 ′, and this is used as a threshold value. The density level value KS can also be determined.
[0051]
Even if the KS value is not directly stored, the position of the bone outline 103 need only be determined in the end, so the following information is used as information reflecting the threshold density level value KS. There is also a way to do it. That is, as shown in FIG. 13 (b), the first layer (slice No. 1) and the fifth layer (slice No. 5) have the above-mentioned difference in spite of the fact that there is no great difference in bone width. For the reason, a relationship of W1> W5 occurs in the reference density level region widths W1 and W5. For example, if it is considered that this can be converted into the bone width by multiplying by the coefficient α in the reference density level region W, the value of α is obtained for each tomographic position, and this is calculated as the threshold density level value. It can be used as information reflecting KS. In this case, the value of α for each slice (tomographic position) may be stored in the memory 104 and read and used as appropriate.
[0052]
As described above, the bone region 85 can be automatically extracted by the binarization process by setting the threshold density level KS. However, not all of the regions extracted in this way can be used as the bone region 85. For example, a portion that does not belong to the skull, or a high-luminance region that appears due to the influence of noise or the like must be excluded. On the other hand, there is a case where it is better to intentionally incorporate even a portion that does not belong to the bone portion into the skull portion in order to create accurate three-dimensional shape data. A function convenient for such processing is also realized by the bone data extraction program 201. That is, here, the computer 50 having the CPU 3 as a main body functions as the following means.
(1) Bone region extraction means: extracts a pixel region having a predetermined density level as a bone portion candidate region 108 in each of the tomographic images 90 taken at a plurality of different tomographic positions.
{Circle around (2)} Area selection means: From the bone part candidate areas 108, ones that are finally used as bone part areas (determined bone part areas) 93 and 110 are selected.
(3) Bone outline information generation means: Based on the confirmed bone areas 93 and 110, bone outline information 103, which is outline information of an area to be finally determined as a bone, is generated.
[0053]
When the bone part is a skull, the extraction of the bone part candidate region 108 can be performed as follows. That is, as shown in FIG. 14A, the multi-tone original image data is converted into binary bitmap image data at a certain threshold density level (here, the aforementioned threshold density level KS). Then, as shown in FIG. 16A, the bitmap data is scanned in a predetermined direction (for example, the x direction), and the same depending on whether or not “1” bits are interrupted by a certain number (for example, 3 bits) or more. Each bit is given a labeling code (represented by numerals such as 1, 2,...) While discriminating whether it is a bone region or another bone region. In the second and subsequent columns, when the detection state changes from “0” bit detection state to “1” bit detection, the labeling state of, for example, 8 bits surrounding the “1” bit is discriminated, and already recognized. If a bit labeling code is detected, the same labeling code is applied. If nothing is detected, a new labeling code is applied. Then, sets of bits to which different labeling codes are attached are identified as different bone regions. FIG. 15 is an example in which different bone regions are output in different colors by such a labeling process (the left side is a multi-tone original image, and the right side is an image obtained by color-coding and outputting bone regions).
[0054]
Now, as shown in FIG. 17, the region selection means adopts the maximum candidate region 93 having at least the largest area among the extracted bone candidate regions 108 as the confirmed bone region. On the other hand, as shown in FIG. 16 (b), at least a predetermined lower limit area S0 or less is not adopted as a definite bone region. As a result, all small bone regions appearing due to noise or the like are excluded and are not affected by them.
[0055]
Next, in the case of a replacement artificial bone that fills the defect of the skull, the main problem is only the outer shape that appears in the appearance of the head. Therefore, the outline that faces the outer surface of the human body in the definite bone region If the above-mentioned bone outline information is generated using only this, the data amount of the bone outline information can be reduced as a whole.
[0056]
In this case, a part of the outline of the definite bone region is used to interpolate and form an estimated outline 112 that is incorporated as a part of the bone outline in a region where the definite bone region does not originally exist (estimation). It is advisable to add outline interpolation means). Specifically, the function may interpolate the estimated contour line in such a way as to close the opening that the skull should originally have, such as the orbit, mouth hole, nostril, etc. Yes (hereinafter referred to as “filling process”). With such hole filling processing, it is possible to avoid the problem of mistakenly confusing such an opening as a missing portion in the subsequent processing for creating three-dimensional shape data, and increase the creation efficiency. In addition, when performing shape interpolation, which is the process of restoring the bone shape of the missing part from the bone outline data of the upper and lower slices, there may be cases where interpolation accuracy cannot be ensured if there is an opening. Occlusion in advance may contribute to improvement of interpolation accuracy.
[0057]
Further, among the bone candidate regions other than the maximum candidate region, a specific part is selected as a selection candidate region, and the confirmed bone region is determined by incorporating the selection candidate region into the maximum candidate region. As a result, the accuracy of the missing portion interpolation can be further improved. A specific example will be described below. That is, FIG. 17 is a bone part extraction image at a tomographic position passing through the orbit and nose shown in FIG. 9A, and the nasal bone part 110 located adjacent to the orbit 111 as an opening is selected as a selection candidate area. Selected. Then, the definite bone part region uses the outline of the nasal bone part 110 and the skull part (eye corner part) 111a on the opposite corner to the nasal bone part 110 across the eye socket 111 to make the orbit 111 A closing interpolation curve 112 is generated. As shown in FIG. 18, in the hole filling process, the interpolation curve 112 sets a control point 115 by operating the mouse 13 on the outlines of the nasal bone part 110 and the outer corner part 111a (bone part outline 103 in FIG. 12). The interpolation curve 112 is recursively generated by a known free curve generation tool (spline curve or the like). By incorporating the nasal bone part 110 into the definite bone region, the dimension of the skull contour in the front-rear direction reflects a more accurate dimension. As a result, the defect using the skull contour (bone outline) The interpolation accuracy can be further improved.
[0058]
As a more accurate method, as shown in FIG. 19, the estimated contour interpolation means can be realized as having the following means.
{Circle around (1)} Search circle setting means: For a contour line of the nasal bone part 110 and a contour line of the eye corner part 111a, a search circle 117 having a predetermined radius that minimizes the geometric displacement from the contour lines is set.
{Circle around (2)} Interpolation reference portion extraction means: For the search circle 117, an outline portion (matching portion) whose distance is less than a predetermined reference value is extracted as an interpolation reference portion.
(3) Curve control point setting means: sets a plurality of curve control points 115 for forming an interpolation curve on the extracted interpolation reference portion.
(4) Interpolation curve generating means: Generates an interpolation curve using these curve control points.
[0059]
The present inventor has empirically found that the cross-sectional outline crossing the orbital portion in the circular cross section of the head can be approximated by a circular arc in many individuals, including the nasal bone region. Then, by approximating this with the search circle 117 as described above and using only the matching part as the interpolation reference part, it becomes possible to improve the accuracy of the interpolation curve that fills particularly the orbital part. Can be suitably used as a part of the reference shape when generating the three-dimensional shape data of the missing portion.
[0060]
The center O of the search circle 117 can be determined as the geometrical gravity center position of the smallest of the fixed circumscribed figures with respect to the outline of the definite skull region. As shown in FIG. 20, the circumscribed figure 120 can be suitably used in the present invention because the circumscribed rectangle 120 is the simplest in processing and the center determination accuracy is high. However, the circumscribed figure is not limited to a rectangle, and other figures such as an ellipse may be adopted. Further, without using a circumscribed figure, for example, a living tissue that is located near the center of the head and has an absorption coefficient similar to that of the bone part, for example, the pineal gland may be referred to as the center position of the search circle. Good.
[0061]
An example of the processing flow of the bone data extraction program 201 detailed above is shown in the flowchart of FIG. S1 to S4 use data acquired directly from an X-ray CT apparatus or the like as original image data (digital grayscale image data), or acquire data obtained by taking a hard copy once on a film or the like with an image scanner It is a part that decides. In S7, the original image data of each slice is read, and in S8, the bone outline 103 is extracted by setting the threshold density level KS. In S9, the bone candidate region 108 is extracted by labeling, and a definite bone region is determined. In addition, the above-described hole filling process is performed for a slice that needs to be filled, such as an eye socket (S10). In this way, the final shape of the bone outline of the slice is determined and stored in the design data storage unit 207 (FIG. 2) as bone part extraction binary data. Then, the above processing for each slice is sequentially performed, and the processing ends when the processing of all slices is completed (S6, S13, S14).
[0062]
This completes the process of generating the bone outline information, and then proceeds to the bone outline 3D synthesis process. This is performed by the bone outline 3D synthesis program 202 shown in FIG. 2, and the processing flow is shown in FIG. In S30 to S31, the bone outline data (each point group data arranged at a predetermined interval as described above) is read out for each slice created as described above, and if there is a missing part, it is interrupted by the missing part. The end point coordinates of the bone outline are determined (S33) and stored.
[0063]
In the following process, the bone outline three-dimensional synthesis program 202 causes the computer 50 mainly composed of the CPU 3 to function as the following means together with the bone data extraction program 201 described above.
(1) Bone region extraction means: Extracts a bone region 85 in each of the tomographic images SC taken at a plurality of mutually different tomographic positions.
(2) Bone part outline information generating means: Based on the extracted bone part area 85, bone part outline information, which is the outline information of the area to be finally determined as the bone part, is generated.
(3) Defect portion estimated outline information generating means: Estimated outline of the defect portion 400 based on the shape information of the bone outline 125 with respect to the bone outline 125 involving the defect 400 (FIG. 23, etc.) The defect part estimated outline information which is line information is generated.
(4) Bone part outline display means: displays the bone part outline 125 together with the estimated outline 129 of the defect part based on the bone part outline information and the defect part estimated outline information.
{Circle around (5)} Display control means: Display states of the outlines are made different from each other so that the bone outline 125 and the estimated outline 129 displayed on the bone outline display means can be identified.
[0064]
More specifically, based on the bone outline information and the estimated defect outline information, the bone outline 125 of each tomographic position and the estimated outline 129 of the defect are combined and displayed on the same screen. The bone outline 125 and the estimated outline 129 of the defect can be displayed in different colors and / or concentrations. However, a display mode is also possible which enables identification by a method other than color coding, such as shading or solid / broken line.
[0065]
Returning to FIG. 21, the specific processing flow will be further described.
First, in S36, the point cloud data of the bone outline of each slice is read out and synthesized three-dimensionally with reference to the tomographic position. 22, 121, 123, and 124 are examples of the combined display (displayed on the screen of the display device 11 of FIG. 2 by switching windows). Here, the contour point group data as the bone outline information is generated using only the outline facing the outer surface of the human body in the skull area, and the planar projection 121 when the skull is viewed from the top of the skull, The bone outline is displayed as point cloud data by three types of projections: a front projection 123 when the skull is viewed from the face side, and a side projection 124 when the skull is viewed from the ear side. By seeing this, the operator can roughly grasp the three-dimensional shape of the skull part and the approximate shape of the defect part 400, and can clearly imagine the expected form of completion of the artificial bone that fills the defect part 400. it can.
[0066]
FIG. 23 is an enlarged view of the planar projection 121, and the outline of the bone portion at each tomographic position appears in an annual ring shape (or contour line shape). The bone outline near the top of the head is located at the center, and it has a closed shape, but the lower bone outline is cut off on the right side of the drawing and end points are formed. Recognize. This is because a skull defect is formed here. A composite image of the planar projection 121 is as shown in FIG. Here, the plane projection plane is an XY plane, and the projection of the bone portion outline 125 (the end point is 126) of each slice is aligned using specific coordinates (X0, Y0) as alignment reference points. Reference numeral 126 denotes an end point.
[0067]
Now, in each of the projections thus synthesized, the missing portion estimated outline 129 is difficult to see if it is displayed in the planar projection. Therefore, as shown in FIG. 25, at least one of the front projection 123 and the side projection 124 is used. Or only to show (both of them here). In both of these projections, since a projection plane orthogonal to the tomographic plane is used, the bone outlines 125 at the respective tomographic positions appear in parallel horizontal lines. Among these, in the front projection 123, the projected portion is projected so as to be located at the outer edge of the projected image. And the outer edge position of the defect | deletion part estimated outline 129 is estimated and formed based on the shape of the projection outer edge part of the bone part outline 125 of the healthy part in which a defect | deletion part does not participate. Specifically, the projection outer edge portion of the bone portion outline 125 of the healthy portion is formed by mirror-inversion with respect to the center line (mirror surface) MO. In addition, since the end point 126 (information on the end point of the bone part outline 125 in which the defect part is involved) is also the end point of the defect part estimated outline line, this also forms the defect part estimated outline information. You can see that you are doing. On the other hand, in the side projection 124, both end points 126 and 126 of the bone outline 125 interrupted by the defect appear, so that the defect estimated outline 129 can be easily obtained by connecting them. In this embodiment, the bone part outline 125 is displayed in blue, for example, and the defect estimated part outline 129 is displayed in red, for example (FIG. 21: S38, S39).
[0068]
By referring to the projections as described above, the rough three-dimensional shape of the missing part can be grasped intuitively, and the trouble of mistaking the curved posture in the space due to the illusion etc. is reduced, so that the operator Gives you the advantage of being able to immerse yourself in the work with less disruption. Speaking easily, as shown in FIG. 26, the three-dimensional positional relationship of the bone outline 125 appears as a ring whose center is shifted in the vertical direction just like the parallels of the earth. As a result of misrecognizing the front-rear relationship between the front side and the rear side of the ring on the screen, whether the three-dimensional shape of the skull is seen from the upper side (direction A) as shown in (b), or (c) It is often the illusion that the user is looking down from the lower side (direction B). However, it is possible to effectively avoid such an illusion by preliminarily referring to the projection as shown in FIG. 25 and printing the approximate shape of the defect and the positional relationship with the skull as an image. Can do it.
[0069]
As shown in FIG. 27, in at least one of the front projection and the side projection (here, front projection 123), the outer edge of the bone portion outline projection 125 corresponding to each tomographic position on the side where no defect exists. A function (bone outline contour projection position adjusting means) for adjusting the composite projection position of each bone outline can be added so that smoothing correction is performed on the arrangement of the positions 130. Since the 3D composite data of the bone outline is used as the basis for creating the subsequent 3D shape data of the missing part, the positioning accuracy when synthesizing each bone outline 125 is 3D created. This also directly affects the creation accuracy of shape data. And according to said function, when synthesize | combining the bone part outline 125, some bone outlines 125 shift | deviate extremely from the arrangement | positioning tendency of the other bone outlines 125 by a sudden factor. If this happens, this can be eliminated by smoothing correction, and as a result, the creation accuracy of the three-dimensional shape data can be further increased.
[0070]
The above-described problem is that, as an image hard copy, as shown in FIG. 29, a photographic film 80 on which a positioning mark image (hereinafter also simply referred to as a mark image) 132a is formed together with a human tomographic image 90 is used. This is likely to occur when the bone outline of each slice is synthesized using the mark image 132a. In the example of FIG. 29, an L-shaped mark image (target mark) 132 a and a dimension scale 131 a are formed on the film 80. The landmark image 132a and the scale 131a are fixed so that the position of the patient at the time of imaging is fixed, so that the relative positional relationship between the slice and the patient, that is, the human tomographic image 90 is essentially the same. Is formed. After the image is captured by the image scanner, the coordinates in the Z-axis direction (slice arrangement direction) of the image are specified from the slice number, while the coordinates in the X-axis direction and the Y-axis direction are determined on the mark image 132a. As shown in FIG. 30B, for example, the outer vertex of the intersection of the two straight line portions constituting the L-shape is used as an alignment reference point, which is defined as the origin (X0, Y0), for example. It is specified by.
[0071]
By the way, as shown in FIG. 29, the mark image 132 a is usually formed on the outer edge portion of the film 80 so as not to obstruct the tomographic image 90. The problem actually occurs here. That is, as shown in FIG. 11 (b), when taking a tomographic image displayed on the monitor of the CT apparatus, the image is more easily expanded and blurred as the outer part of the film as described above. ), The mark image 132a also changes its shape slightly, such as being affected by the blur, or due to variations in monitor brightness, exposure conditions, etc., and the L shape becomes thicker or thinner. Sometimes. As a result, an overlay error may occur at the position of the alignment reference point as shown in FIG. Furthermore, another factor is that the mark image 132a is moved when the patient moves at the time of photographing or when the film 80 is rotated and set in the scanner as shown in FIG. In some cases, the rotational position shifts.
[0072]
As shown in FIG. 30 (a), the degree of positional deviation as described above is determined by overlapping and synthesizing the human tomographic image 90 with the positioning mark image 132a at each tomographic position captured by the image scanner. By displaying the superimposed image 122 as shown in FIG. 28, it can be confirmed relatively easily (superimposed image display means). In FIG. 22, the superimposed image 122 is displayed together with the planar projection 121, the front projection 123, and the side projection 124 described above. In FIG. 28, it can be seen that the misaligned mark image 132a and the scale 131 are superimposed and are considerably thick. In this case, processing is performed so as to select whether or not to perform the projection position adjustment processing (smoothing correction) by the bone outline contour projection position adjustment means according to the state of the positioning mark image 132a appearing in the superimposed image image 122. (Adjustment selection means). The selection can be performed by inputting a command from the keyboard, clicking a soft button on the screen, or the like (FIG. 21: S40 to S44).
[0073]
FIG. 27 shows an example of the smoothing correction process. In (a), the outer edge positions 130 of the plurality of bone part outlines 125 are arranged in a curved shape that protrudes outward, reflecting the outline of the skull. However, one of them 125x protrudes outward from the tendency. Therefore, as shown in (a) to (e), a set of three moving averages is performed from one side (here, the upper side) along the arrangement of the bone outlines 125. That is, the central bone outline 125 of the central bone portion 125 of the three bone outlines 125 is positioned on a straight line connecting the two external edges 130 on both sides. Move. This processing is repeated while shifting the position one by one on the arrangement of the bone outlines 125 as shown in (c) → (d) → (e). As can be seen from the state of (e), the abnormal protruding state of the bone portion outline 125 is eliminated by smoothing, and the arrangement tendency of the outer edge position 130 of each bone portion outline 125 is generally preserved. Recognize.
[0074]
The bone outline 3D composite data (bone outline information) created as described above is stored and stored as part of the design data as shown in FIG.
[0075]
When the bone outline 3D synthesis process is completed, the process proceeds to a 3D shape data creation process using the contour point cloud data. This is performed by a three-dimensional shape data creation program 203 (FIG. 2) that causes the computer 50, which is mainly the CPU 3, to function as three-dimensional shape data generation means. In this process, the bone part outline three-dimensional composite data (FIG. 6) of each slice that has already been created is read out and displayed on the display device 11 (FIG. 2) based on the three-dimensional coordinates of XYZ. . As the display form, for example, a front projection as shown in FIG. 35 or the like (represented here as a bird's-eye view form from above), a side projection as shown in FIG. 36, or a plane as shown in FIG. Various types of projections can be switched as necessary. In frontal overhead projections such as in FIG. 35, the display is performed in different display colors so as not to make the illusion of the front-rear relationship between the front part and the rear part of the bone outline (bone outline) 125 appearing in a ring shape. Has been. Here, the first color displaying the front side is yellow, and the second color displaying the rear side is red. However, a mode is also possible in which the identification is possible by a method other than color coding, such as shading or a solid line / broken line. In the side projection of FIG. 36 and the like, the projections of the bone outlines 125 are color-coded in a form corresponding to the front projection.
[0076]
Now, the creation of the three-dimensional shape data employs a different method depending on the position of the skull where the defect is formed. This is roughly divided into
Pattern 1: As shown in FIG. 32 (a), when the defect portion 400 exists only on one side of the skull with respect to the mirror reference plane MSP that is appropriately set so as to bisect the skull to the left and right at the approximate center;
Pattern 2: When the defect portion 400 does not include the top position and exists in a form extending across both sides with respect to the mirror reference plane MSP;
Pattern 3: When the defect part 400 includes the top position;
There are three types, and different creation algorithms are adopted.
[0077]
First, in the case of the pattern 1, basically, the missing portion is restored by mirror copy (mirror copy). In this case, the three-dimensional shape data creation program 203 is connected to the computer 50 together with the programs 201 and 202 described above. It will function as the following means.
(1) Skull part extraction means: Extracts an image area of the skull part in each of tomographic images taken at a plurality of different tomographic positions in the head axis direction.
(2) Bone part outline information generating means: Based on the extracted skull part candidate area, bone part outline information 125, which is the outline information of the area to be finally determined as the skull part, is converted into a point group at a predetermined interval. Generate as data.
(3) Three-dimensional shape data generation means: Generates three-dimensional shape data of the skull defect based on the bone outline information 125 for each tomographic position.
The three-dimensional shape data generation means includes the following means.
(4) Mirror reference plane setting means: Sets a mirror reference plane MSP for dividing the skull into left and right parts at the center position of the face.
(5) Compensation part outline data generation means: at least partially the missing part 400 existing on one side with respect to the set mirroring reference plane MSP or the missing part 400 existing on both sides in a left and right non-target shape In order to compensate, the point cloud data corresponding to the missing portion 400 to be compensated among the point cloud data forming the bone outline 125 is mirror-copied with respect to the mirror reference plane MSP, so that the copied point cloud data Are generated as the outline data of the compensation part.
{Circle around (6)} Mirror copy correction means: The point cloud data of the point cloud data is adjusted so that the outline of the filling portion 125 ′ generated by the mirror copy matches the outline of the healthy portion existing around the missing portion 400 to be filled. Correct the copy destination position. Then, based on the compensated portion outline data based on the corrected point cloud data, three-dimensional shape data of the artificial bone outer surface that compensates for the missing portion is generated.
[0078]
Note that “mirror copy” refers to a process of generating a point at a mirror symmetry (plane symmetry) position with respect to a predetermined mirror reference plane with a certain point in the three-dimensional space as a copy source. If the copy source is a bone outline including a point cloud, the bone outline is newly generated at a position where the bone outline is mirror-inverted with respect to the mirror reference plane. However, since the position of the copy destination of the point cloud data is corrected so that it matches the outer shape of the healthy part around the missing part to be compensated, it is not necessarily mathematically exact mirror inversion. It goes without saying that it is not necessary.
[0079]
As shown in FIG. 33, when the outer shape of the head has a shape that is somewhat symmetric with respect to the mirror reference plane MSP, the shape data of the defect correspondence portion 401 on the healthy side is directly mirror-copied with respect to the MSP. However, the copied shape data does not necessarily match the shape of the missing part 400 or the surrounding healthy part. Therefore, as shown in FIG. 34A, as a method peculiar to the present invention, by correcting the copy destination position of the copy point group sequence 125 ′ generated by the mirror copy, the missing portion 400 to be compensated is corrected. It is intended to more accurately match the outer shape of the healthy part existing around (function of the mirror copy correction means).
[0080]
As already described, since the information of the bone outline 125 is defined as point cloud data, the mirror copy is also performed as a copy of the point cloud data cut out therefrom. Then, the position correction of the copy destination of the point cloud data can be performed by any one of parallel movement, rotational movement, and a combination thereof as shown in FIG. This is a kind of primary transformation for each coordinate of the copy source point group, and since the basic shape of the bone portion outline 125 is also preserved, a bone portion outer shape without a sense of incongruity is obtained.
[0081]
For example, as shown in FIG. 34, the correction is performed by setting a reference outline 125s on the outer surface of the healthy part existing around 400 of the defect part to be compensated, and the point copy 125 'mirrored and the reference outline. The total geometric displacement with the line 125s can be minimized. In this example, as shown in FIG. 34 (a), the copy source point cloud sequence of the mirror copy is used to compensate for the defect from the bone contour line 125 located on the opposite side of the defect 400 with respect to the mirror reference plane. It is used in such a way that it is extracted by a predetermined length more than the required minimum length. Specifically, the copy source point group sequence is cut from the bone outline 125 by the copy target region 140 having a larger area than the missing portion 400, and as shown in FIG. 140 ′ is superimposed on the peripheral region of the defect 400 so as to include the peripheral region. The copy point group sequence 125 ′ generated by the mirror copy has a column end portion 125k with a portion positioned around the missing portion of the bone portion outline 125 to which the copy source point group sequence belongs as a reference outline 125s. It is copied so as to be in a positional relationship opposite to this.
[0082]
The position correction of the copy destination of the copy point group sequence 125 'is performed so that the total geometric displacement between the point group at the end of the column and the reference outline is minimized. For example, as shown in FIG. 34 (d), with respect to each bone outline 125, a predetermined direction between each point forming the column end 125k and the reference outline 125s (for example, the bone outline 125 is an XY plane). In the X direction or the Y direction), or the square of the distance d (d²) Is regarded as the geometric displacement, and as shown in FIG. 5E, a sum Σ of all the bone outlines 125 in the copy area 140 ′ is calculated as a displacement sum ( (E) shows the AA cross section of (c), 125sp is each reference outline, 125'p is a copy point group sequence, and d1 to d6 are between each of the bone outlines 125. Indicates geometric displacement). Then, the correction is performed by applying any of parallel movement, rotational movement, and a combination thereof to the point group included in the copy area 140 ′ so that the value of the displacement sum Σ is minimized.
[0083]
According to the above method, a predetermined length is extracted from the bone outline 125 located on the opposite side of the defect 400 with respect to the mirroring reference plane by a predetermined length, so to speak. The position of the mirror copy is corrected so that the row end portion 125′k, which is a portion, is matched with the reference outline 125s based on the bone outline 125. That is, since the position of the mirror copy is corrected using only the information of the bone outline 125 that is accurately determined from the tomographic image without any interpolation curve or the like, the normality of the mirror copy point group sequence after correction is normal. The accuracy of fitting to the part can be further increased.
[0084]
Note that the length of the row end portion 125′k of the copy point group row 125 ′ that overlaps the reference outline 125s is 5 mm in terms of the actual dimension in terms of improving the accuracy of matching with the reference outline 125s. As described above, it is desirable that 10 mm or more is secured. Further, although the calculation time of the displacement sum Σ becomes longer, the copy target area 140 may extend over the entire outer surface of the head on the side where the missing portion is not involved with respect to the mirroring reference plane MSP (FIG. 33). The bone outline 125 generally has a locally small radius of curvature at the corner from the forehead to the temporal region, and the copy target area 140 has a set position and size so as to include this corner. Can be determined. For example, the bone outline 125 exhibits a shape close to an arc at a position off the corner, and when the point cloud in the copy target area 140 is mirror-copied, the bone outline 125 is displaced in the circumferential direction. Even if this occurs, there is a difficulty that its influence is difficult to be reflected in the displacement sum Σ. However, if the corner portion is included, if the displacement in the circumferential direction occurs, the displacement sum Σ rapidly increases, so that the displacement in the circumferential direction can be effectively identified and prevented.
[0085]
When the target of mirror copy is point cloud data of bone outlines at a plurality of slice positions (slices), as shown in FIG. 34, a point cloud (that is, a point cloud in the region 140) that spans these slice positions. ), And corrections can be made to the integral group of points so that the relative positional relationship between the points is preserved. In this way, it is possible to copy in a form that substantially preserves the shape of the defect corresponding portion 401. On the other hand, it is also possible to perform position correction individually for each bone outline without performing such grouping. In this case, since the calculation must be performed for each bone outline (each slice), the calculation burden on the computer 50 is somewhat increased, but the compatibility with the shape of the healthy part is prioritized. Fine correction is possible.
[0086]
Next, pattern 2 or pattern 3 can be processed according to the flow shown in FIG. 31 as an example. In this case, the three-dimensional shape data creation program 203 causes the computer 50 to function as the following units.
(1) Interpolation reference line generating means: Interpolation reference lines 149 and 163 reflecting the surface shape of the healthy part of the bone part are set based on the bone part outline information 125.
(2) Curve control point setting means; curve control points 152 and 168 for generating an interpolation curve are set along the interpolation reference lines 149 (149a and 149b) and 163.
(3) Deficient part interpolation curve generating means: Generates deficient part interpolation curves 151 and 164 for performing a curve interpolation of the deficient part according to a predetermined curve determination algorithm using the set curve control points 152 and 168. Based on the defect interpolation curves 151 and 164, the three-dimensional shape data of the outer surface of the artificial bone that fills the defect is generated.
[0087]
The interpolation reference line includes a first reference line segment (FIG. 39: 149a, FIG. 46: 163a) that generates an end point on the inner peripheral edge side of the defective part, and a defect of the first reference line segment in the healthy part adjacent to the defective part. A second reference line segment (FIG. 39: 149b, FIG. 46) that is located on the opposite side of the first reference line segment across the defect and has an end point on the inner peripheral side of the defect in the direction of extension toward the part. : 163b). As shown in FIG. 40 (a), the missing portion interpolation curve 151 is determined by connecting the segments 149a and 149b based on the curve control points on the first and second reference line segments 149a and 149b. can do. In this way, it is possible to generate deficient part three-dimensional shape data with higher conformability to the healthy part from information on the healthy part shape on both sides of the deficient part.
[0088]
The deficient portion interpolation curve can be generated by a so-called free curve tool. A plurality of set control points are divided into a predetermined number, and a curve passing through each set of control points is expressed by a relatively simple mathematical formula, for example, quadratic or higher. It can be handled as a segment described by a polynomial of In this case, in order to smoothly connect the missing portion interpolation curve to the outline (reference line segment) of the healthy portion, the missing portion interpolation curve is connected to each reference line segment at each end point of the first and second reference line segments. It is desirable to determine recursively based on the coordinate information of the curve control points so that at least the first-order differential coefficients substantially coincide with each other. As such an interpolation curve, a curve displayed by the interior method, that is, a spline curve, is intuitive and easy to handle, and can be suitably used in the present invention.
[0089]
For example, in the cubic spline curve, as shown in FIG. 40 (b), the curve connecting the control points is a cubic expression, that is,
f (r) = k0 + k1 · r + k2 · r²+ K3 · r³(1)
(The variables representing the position coordinates are (r, f (r)) here) For example, if the first four points p0 to p3 to be fitted with the curve are designated as control points, 1) A simultaneous equation that determines the four coefficients k0 to k3 of the equation is obtained, and by solving this, a cubic curve segment sg1 passing through p0 to p3 is determined. Next, three points p3 to p5 are selected, and similarly applied to the equation (1). With this alone, only three equations can be obtained, but the fourth equation is derived from the condition of matching the tangent vector direction (that is, the first derivative) at p3 with respect to the already determined cubic curve segment sg1. Coefficients k0 to k3 can be determined by combining this with the previous three equations, and a cubic curve segment sg2 is obtained. Thereafter, a cubic spline curve that smoothly connects an arbitrary number of control points can be obtained by sequentially determining and connecting the cubic curve segments in the same manner while dividing into three points.
[0090]
However, although the above-mentioned cubic spline curve has a simple algorithm, for example, even if only one control point on the curve is moved or deleted, the entire curve is affected, and the amount of calculation is enlarged. The following B-spline curve can be used as a method for eliminating this drawback. In a B-spline curve, a point on the curve defined by the base spline function is used as a control point, and the curve shape can be controlled more easily by designating / changing the control point. This control point is also referred to as a node, and the nth-order B-spline curve is defined by Equation 3 by treating the node conceptually as an element of a (n + k + 1) -dimensional contact vector.
[0091]
[Equation 3]

[0092]
Here, Nk, r (r) is an n-order spline function having a node vector r (= [r0, r1,..., Rm] (r0 ≦ r1 ≦... Rm)). This is a weighting function for the control point Vk and is defined as in the following equation (4).
[0093]
[Expression 4]

[0094]
Therefore, the nth-order B-spline curve is a spline curve formed by connecting n-1th-order curves (for example, if n = 4, it becomes close to a cubic spline curve). In the present specification, the B-spline curve includes not only a narrowly defined B-spline curve with uniform node intervals but also a concept of a Nervous curve with uneven node intervals.
[0095]
Hereinafter, as a specific processing example, a description will be given from a case where a defect portion 400 does not include the vertex position in FIG. In this case, the process proceeds from S52 to S53 in FIG. First, FIG. 35 shows a front projection, and it can be seen that an end point 126 is generated at some points crossing the forehead of the bone outline 125 due to a break due to a defect. When this end point 126 is connected, the planar shape of the missing portion can be inferred. FIG. 36 is a side projection, and the end point 126 appears on the left side corresponding to the forehead. When these end points 126 are connected, it is possible to infer the wrinkle depth of the missing part.
[0096]
First, in FIG. 35, all or a part of three or more end points 126 on the deficient portion opening side of the interpolation reference line are selected as curve control points 126a, and as shown in FIG. 37, the selected curve control points are selected. Based on 126a, the outer surface contour 150 representing the outer peripheral edge shape of the artificial bone 401 for compensation is determined in a shape corresponding to the defect opening shape 400 (function of outer surface contour determining means: FIGS. 31, S52 and S53). ). The end points 126 seem to be advantageous because it is possible to trace the shape of the defect opening accurately by using all of the end points 126, but this is not necessarily the case. That is, as shown in FIG. 38, when the undulation or unevenness of the defect opening shape is large, if all of the end points 126 are selected as control points, the determined outer surface contour line 150 partially enters the healthy part side. There is. If this happens, the artificial bone 401 for replacement cannot be fitted into the defect, and therefore, by appropriately thinning out the end points 126 (that is, not adopted as control points), the outer contour 150 can be prevented from entering the healthy part. It is desirable to do this (in FIG. 37, the end points given the reference numeral 126b are thinned out). In addition, when the gap formed between the outer surface contour line 150 and the defect opening inner edge is increased by thinning out the end points 126, one or more new control points are generated on the outer surface contour line 150, for example. The shape of the outer surface contour line 150 may be adjusted so that the gap formed is reduced by changing the position of the control point.
[0097]
On the other hand, if the undulations and irregularities of the defect opening shape are copied extremely faithfully, as shown in FIG. 38B, irregularities and the like corresponding to the outer shape of the obtained artificial bone 401 are formed. As is well known, since the artificial bone 401 for filling is made by firing ceramics, there is a problem that cracks, cracks C, and the like are likely to occur starting from such unevenness. In such a case, as shown in FIG. 38A, in order to make the unevenness artificially accustomed, some end points at positions corresponding to the unevenness are not adopted.
[0098]
Next, as shown in FIG. 39, the first reference line segment 149a and the second reference line segment 149b are both end portions of the bone outline 125 that are interrupted by the presence of the defect and facing the defect. Is used. Then, by using the method described with reference to FIG. 40, a part of the point cloud data of the first reference line segment 149a and the second reference line segment 149b is used or a missing part is involved in the interpolation curve 151. It is generated for each bone outline 125 (that is, having an end point 126) (FIG. 31: S55 to S59). 41 and 43 show the interpolation curve 151 formed in this way by plane projection or side projection. This is different from the estimated outline 129 of the missing part shown in FIG. 25 and the like, and is interpolated based on the interpolation reference line shape of the healthy part, thus reflecting a more precise three-dimensional shape of the missing part. .
[0099]
A function for generating one or a plurality of new curve control points can also be provided on the missing portion interpolation curve 151 (curve control point generating means). For example, by looking at the planar projection in FIG. 41, it is possible to confirm the compatibility of the interpolation curve 151 with the healthy part, for example, the smooth connection of the curve and the presence or absence of unnatural unevenness. If the shape is not satisfactory, as shown in FIG. 42, a new curve control point 154 on the interpolation curve 151 can be set on the interpolation curve 151 by manual setting by the pointer P or by an automatic generation program by designating the interval / number. Can be generated. By selecting the curve control point 154 to be moved by the pointer P and changing the position by a known mouse drag movement or the like (or manual coordinate input), the shape of the missing portion interpolation curve 151 can be freely adjusted. Yes (function of the missing portion interpolation curve shape adjusting means).
[0100]
Returning to FIG. 31, in S68 and S69, three-dimensional shape data is generated based on the determined information of the interpolation curve 151 and the outer contour 150, and is stored as design data. In the present embodiment, the three-dimensional shape data is described by a so-called solid model. FIG. 50 conceptually represents this. In other words, it includes the lines and vertices that make up the solid (in addition to the geometrically narrow vertices, the common point of two lines is also called the vertices in a broad sense), the relationship between lines and vertices, and the correspondence between faces and lines. Further, data defining the entity side for each surface is added. Here, as shown in FIG. 40, a process of generating free-form curved surface data, for example, by a sweep curved surface or a spline curved surface in the portions surrounded by the curved lines (FIG. 31: S68). In addition, the interpolation curve 151 and the outer surface contour line 150 are defined by coordinate values of each end point or common point position (the outer surface contour line 150 may be regarded as a segmented line delimited by these points). Is associated with curved surface data. Then, for each surface, a method for designating a point on the actual side as shown in FIG. 50A, a method for defining a normal vector as shown in (b), or a surface as shown in (c). The entity-side specified data is generated and added by any one of the methods for specifying the rotation direction of the surrounding ridgeline, and the creation of the three-dimensional shape data is completed.
[0101]
Note that, as shown in FIG. 32B, when the shape of the defect 400 is non-target with respect to the mirror reference plane MSP, it may be possible to partially repair by mirror copy. In this case, the process proceeds from S54 to S60 in FIG. 31, and the side where the healthy part remains (this may be only one side or both sides) is mirror-copied to the other side, The copy destination position already described in step 34 is corrected (S60, S61). Note that, as shown in FIG. 32A, the processing in the case where the missing portion is completely compensated by the mirror copy has already been described, but in this case, the process proceeds to S68. On the other hand, when it is not completely compensated as shown in FIG. 32 (b), the non-compensation part is compensated by the interpolation curve by the above-described processing in S55 and after, with the compensation part by the mirror copy incorporated in the normal part. It is.
[0102]
Next, in the case of the pattern 3 that is a defect portion including the vertex position, the processing is S64 and subsequent steps. The basic idea of the processing here is as follows. That is, as shown in FIGS. 44 to 47, healthy part three-dimensional surface data that defines the three-dimensional outer surface shape of the healthy part is created based on the information of the bone part outline 125. Then, an interpolation reference line 164 that intersects the bone outline in a predetermined direction across the defect 161 is set on the healthy part outer surface object 160 stretched based on the healthy part three-dimensional surface data.
[0103]
Specifically, the interpolation reference line can be formed as follows. First, as shown in FIG. 44, the reference plane SP is set on the bottom side of the healthy part outer surface object 160, and the projection source reference line 162 is set on the reference plane SP as shown in FIG. To do. Then, as shown in FIG. 46, the projection source reference line 162 can be projected onto the healthy part outer surface object 160 to form the interpolation reference line 163.
[0104]
For example, as shown in FIG. 45, if the projection source reference line 162 is set so as to cross the defect portion 161 (FIG. 44) by planar projection, the interpolation reference line 163 corresponding to this is set as shown in FIG. A segment appears on both sides of the defect 161. These can be used as the first reference line segment 163a and the second reference line segment 163b. Then, based on the same principle as in FIG. 40, an interpolation curve 164 can be generated as shown in FIG. In this case, the interpolation curve 164 appears radially in the shape of an umbrella. When these do not necessarily intersect at one point, control points can be generated on each interpolation curve 164 by the above-described control point generation process, and these can be connected to one point α by manual correction, for example. Thereafter, as shown in FIG. 48, the surface defining control points 165 are generated on the interpolation curve 164 at predetermined intervals, for example, and the surface segments 167 are sequentially generated from the lower side toward the intersection α. .
[0105]
Note that, as shown in FIG. 49, a parallel-line projection source reference line SP may be generated. In this case, the interpolation curve 164 can be generated by the control point 168 generated on the projection source reference line SP in the same manner as in FIG.
[0106]
By using the three-dimensional shape data created by the above method and controlling the operation of the processing apparatus 15 by the cutting (processing) program 205, as shown in FIG. 56, as shown in FIG. By directly cutting (for example, a powder molding material in which ceramic powder is bonded with a binder), an unfired cut body 401 ′ is formed, and further, this is fired to produce an artificial bone 401 for defect defect filling. . As described above, the three-dimensional shape data defines the shape of the outer surface 401a of the artificial bone 401 to be finally obtained. However, in consideration of shrinkage due to firing, the unfired cut body 401 ′ must be formed in a larger dimension than the final artificial bone 401. In this case, data conversion for enlargement can be appropriately performed on the three-dimensional shape data according to the shrinkage rate.
[0107]
Then, the cutting program 205 creates cutting path data of the tool T with respect to the ceramic workpiece (workpiece) W with the position of the outer surface 401a ′ of the unfired cut body 401 ′ to be finally cut as a cutting limit position, The cutting path data is transmitted to the processing apparatus 15 in FIG. 4 via the data interface 14. In the processing device 15, the motors 61 and 62 of the XY table for workpiece feeding and the Z of the tool are fed so that the relative movement defined by the cutting path data occurs between the ceramic workpiece W and the tool TL. Operation control of the motor 63 that performs direction feeding is performed.
[0108]
FIG. 53 shows an example of the flow of processing by the cutting program. In S100, first, dimensions such as the vertical, horizontal, and height of the ceramic workpiece W are input, and in S101, the tool type and the type of cutting medium are selected. In the storage device 6 of FIG. 2, by selecting the machining condition database shown in FIG. 7, that is, the type of tool and the type of cutting medium (for example, cutting oil or cutting fluid), the Z direction suitable for this is selected. The tool cutting amount and the workpiece feed speed based on the XY table are read out and automatically set for the machining apparatus 15.
[0109]
Returning to FIG. 53, the three-dimensional shape data created and stored as design data in S102 is read, and roughing processing is first performed in S103 to S115. Here, the tool cutting direction (vertical direction) is the Z direction, the vertical workpiece feed direction is the X direction, and the horizontal workpiece feed direction is the Y direction. First, in S104, the tool is set to the origin position (X, Y, Z = 0), the workpiece is fed in the X direction by a feed unit ΔX determined according to the workpiece feed speed, and cutting is performed (S105 to S108). Then, when the position immediately before entering the cutting limit position defined by the three-dimensional shape data, or when the limit position Xmax is reached, X is reset to 0 (S108 → S109), and the feed unit ΔY is moved in the Y direction. (S109 to S111 → S105), the cutting in the X direction of S105 to S108 is repeated. When this process is repeated and the relative position between the tool and the workpiece reaches the Y-direction limit position Ymax, the tool is raised by the tool cutting amount ΔZ and returned to X, Y = 0 (S114 → S105), and S105. The process of ~ S111 is repeated.
[0110]
If the screen display of the cutting simulation (described later) shown in FIG. 54 is used for explanation, the workpiece W is roughly cut into a substantially stepped shape. Note that the material material object indicating the workpiece W is three-dimensionally displayed in gray gradation, and the tool object indicating the tool appears in a white bar shape. The back side of the drawing on the upper surface of the workpiece is the roughened surface, and the near side is the finished surface. On the other hand, when cutting an outer surface shape with a convex center part, stepwise rough cutting cannot cut the other side of the convex part in the X feed direction, so the process proceeds from S115 to S116 and the front and rear of the X direction work feed are reversed. Then, the origin is also changed as appropriate, and the processing from S104 onward is repeated once more. Thereby, rough cutting on the opposite side of the convex portion, which could not be cut by the previous rough cutting, is performed.
[0111]
When the roughing is completed, the tool is changed as appropriate, and the tool type and the type of cutting medium (and corresponding feed speed and cutting amount: see FIG. 7) are changed to those for finishing, and the finishing process of S118 is performed. Move. In finishing, by sending the tool to follow the final surface shape specified by the three-dimensional shape data, small irregularities on the rough surface are removed so as to be stroked, and surface finishing is performed (see FIG. 54). See again).
[0112]
Now, with the conventional cutting method, as described above, the following problems have occurred.
(1) Depending on the position of the defect part, when cutting the uneven part, as shown in FIG. 57 (a), the tool interferes with the part of the material to be cut that should not be cut and the cutting accuracy is reduced or the cutting is performed. Problems such as impossibility can arise.
{Circle around (2)} As shown in FIG. 52 (b), when the defect-filling shape is oriented vertically or obliquely, the efficiency and the material yield are significantly reduced.
[0113]
First, the problem (2) is that a processing volume parameter reflecting the processing volume for the ceramic workpiece is calculated based on the three-dimensional shape data of the defect, and the value of the processing volume parameter is optimized. This can be solved by applying a predetermined rotational transformation to the three-dimensional shape data of the missing part. This process is governed by the optimum cutting position determination program 204 in FIG. An example of the flow of processing is shown in FIG. The main effect in optimizing the cutting volume is rotational movement around the horizontal axes (X axis and Y axis). First, in S70 and S71, while performing rotation conversion on the three-dimensional shape data in a predetermined rotation angle unit ΔθX, from the spatial expansion of the three-dimensional shape data after the rotation, the X direction, Y The dimensions LX, LY, and LZ in the direction and the Z direction are obtained. For example, LX is calculated as LX = Xmax−Xmin from the surface data of the defect-filling shape outer surface, where Xmax is the maximum X coordinate value and Xmin is the minimum value among the coordinate points belonging to the surface. Similarly, LY and LZ are calculated as LY = Ymax−Ymin and LZ = Zmax−Zmin. In step S72, the processing volume parameter V is calculated as V = LX × LY × LZ. As shown in FIG. 52, this is the volume of the cuboid to the defect-filling-shaped outer surface 401a, and it will be apparent that the larger this is, the larger the machining volume, that is, the machining allowance.
[0114]
In S73, the angular position around the X axis where V is minimum is found and fixed thereto. In this state, the same processing is performed for rotation around the Y axis in S74 and thereafter. Thereby, the optimal rotation angle position where the processing volume of the three-dimensional shape data is minimized is determined. In S80, the three-dimensional shape data is re-saved in a state in which the rotation conversion to the determined rotation position is performed.
[0115]
On the other hand, as for the problem (1), a fool who realizes that machining cannot be performed after machining is actually started must be avoided. Therefore, in this embodiment, it is possible to perform a cutting simulation on the ceramic workpiece material based on the three-dimensional shape data of the defect portion. This cutting (machining) simulation is performed by the simulation program 207 in FIG. 2, but the basic processing flow is exactly the same as in FIG. Here, instead of the actual ceramic workpiece W, the 3D shape data of the material material object based on the solid model is used, and the 3D shape data of the tool object based on the solid model is used instead of the tool. In accordance with the tool cutting amount and the workpiece feed speed set based on the data shown in FIG. For example, if a spatial overlap occurs between the material material object and the tool object, it is determined that the overlapped portion has been cut, and the data portion corresponding to the cut portion is deleted or invalidated from the material material object. Process. Thereby, as shown in FIG. 54 or FIG. 55, a simulation screen showing the processing progress can be displayed. FIG. 54A shows a state where the finishing process on the artificial bone surface side has progressed halfway, and FIG. 54B shows a state where the finishing process has been completed. FIG. 55A shows a state where the finishing process on the back side of the artificial bone has progressed halfway, and FIG. 55B shows a state where the finishing process has been completed.
[0116]
Note that the tool cutting amount and the workpiece feed speed may differ depending on the type of work material. For example, in addition to the ceramic unfired molding material, for example, a gypsum model can be cut using the processing apparatus. In this case, for each type of material to be processed, such as ceramic unfired molding material or gypsum, FIG. It is also possible to prepare the data shown in (1) and select and use the appropriate data for each material.
[0117]
From the cutting simulation as described above, it is possible to easily know whether or not cutting may be impossible due to the factors shown in FIG. 57 without actually performing machining. For example, in a machining path set at the time of simulation, in a part that has already been cut, it is monitored whether the tool enters the inside beyond the machining limit position specified by the 3D shape data, and the tool enters the inside. If so, it can be determined that cutting is impossible. In addition, fast-feed processing that is absolutely impossible with actual cutting can be performed very easily with simulation processing, and it is possible to quickly know whether cutting is possible. Further, as shown in S119 of FIG. 53, the time required for machining can be easily known by referring to the feed speed of the tool or workpiece and the total path length from the start of cutting to the end of cutting.
[0118]
If it is determined in the cutting simulation results that normal cutting is impossible, the three-dimensional shape data of the defect portion is any of parallel movement, rotational movement, and combinations thereof so that normal cutting is possible. It is possible to perform a predetermined movement conversion consisting of the above. In addition, when priority is given to the previous cutting optimum position determination process, the rotational angle position of the three-dimensional shape data that minimizes the machining allowance may not necessarily be cuttable. Therefore, in order to solve the two problems of ensuring normal cutting and minimizing the machining allowance, processing as shown in FIG. 58 is possible. First, in S120, the cutting simulation is performed by setting the three-dimensional shape data at a certain initial position, and then the three-dimensional shape data is rotationally moved little by little (or parallel movement: here, rotationally moved for easy understanding). The cutting simulation is repeated. Then, by looking at the determination result, the angular position at which cutting is possible and the angular position at which cutting is not possible are registered and stored as part of the design data, for example (S121 to S123).
[0119]
Then, if all the effective angle ranges are examined, the angle range [θV] that can be cut should be stored. Therefore, the optimum cutting position determination process of FIG. 51 is limited to the angle range [θV]. In this way, it is possible to obtain the conversion position of the three-dimensional shape data that can be normally cut and that can minimize the cutting allowance.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram illustrating the principle of X-ray CT.
FIG. 2 is a block diagram showing an example of an electrical configuration of a supplementary artificial bone processing system using the supplemental artificial bone design system of the present invention.
FIG. 3 is an explanatory diagram conceptually showing a method for acquiring human tomographic image data.
FIG. 4 is a block diagram illustrating an example of an electrical configuration of a processing apparatus.
FIG. 5 is a conceptual diagram showing an example of a storage form of design data.
FIG. 6 is a conceptual diagram showing an example of the contents of design data.
FIG. 7 is a conceptual diagram illustrating a configuration example of setting data of a tool cutting amount and a feed speed with respect to a machining apparatus.
FIG. 8 is an X-ray photograph showing an example of setting a tomographic position for imaging by X-ray CT.
FIG. 9 is a diagram showing several output examples of tomographic images by X-ray CT.
FIG. 10 is a flowchart showing an example of the flow of bone data extraction processing.
FIG. 11 is a diagram for explaining the cause of image blur in a bone region due to a tomographic position.
FIG. 12 is an explanatory view showing a method for manually inputting a bone outline.
FIG. 13 is an explanatory diagram showing a method for automatically generating a bone outline by selecting a threshold density level.
FIG. 14 is a diagram showing the principle of binarization of original image data and an example of setting display colors according to CT values.
FIG. 15 is an explanatory diagram showing an example of extraction of original image data having light and shade gradations and a bone candidate region.
FIG. 16 is a diagram for explaining the principle of region separation extraction by labeling.
FIG. 17 is an explanatory diagram showing an example of processing for filling an opening of a skull part with an interpolation curve.
FIG. 18 is an explanatory diagram showing a method for generating an interpolation curve.
FIG. 19 is an explanatory diagram showing a method for generating an interpolation curve with higher accuracy using a search circle.
FIG. 20 is an explanatory diagram showing a search circle center determination method;
FIG. 21 is a flowchart showing an exemplary flow of a contour point grouping process.
FIG. 22 is a diagram showing screen examples in which bone outlines are displayed by various projections.
23 is an enlarged view showing the planar projection of FIG.
FIG. 24 is an explanatory diagram showing a state in which bone outlines of a plurality of slices are combined into a planar projection.
FIG. 25 is a diagram schematically illustrating the front projection and the side projection of FIG.
FIG. 26 is a diagram for explaining an example of an illusion generated by a three-dimensional projection of a bone outline.
FIG. 27 is a diagram illustrating a position method for smoothing correction of a bone outline.
FIG. 28 is an enlarged view of the superimposed image of grayscale images in FIG.
FIG. 29 is a view showing an example of an X-ray CT film on which a positioning mark image is formed.
FIG. 30 is a diagram illustrating a state in which a positioning mark image is blurred and a positioning error occurs.
FIG. 31 is a flowchart showing an example of the flow of three-dimensional shape data creation processing.
FIG. 32 is a view showing various defect occurrence forms in the skull.
FIG. 33 is a diagram for explaining a problem when a missing part is restored by mirror copy.
FIG. 34 is an explanatory diagram of a method of performing a mirror copy while correcting the copy destination position.
FIG. 35 is a diagram showing an example of a front projection display of a bone outline contour image used when creating three-dimensional shape data of a missing part generated in a forehead.
FIG. 36 is a diagram showing a side projection display example in the same manner.
FIG. 37 is a diagram showing an example of forming an outer contour line of a defect portion.
FIG. 38 is a schematic diagram showing an example of the shape of a replacement artificial bone for a defect portion having irregularities formed on the inner surface of the opening.
FIG. 39 is a diagram showing an example of generation of an interpolation reference line and a missing portion interpolation curve.
FIG. 40 is a diagram for explaining an interpolation curve and a generation method of surface data based on the interpolation curve.
FIG. 41 is a diagram showing an example of a planar projection display of a bone outline contour image used when creating three-dimensional shape data of a missing part generated in the forehead.
FIG. 42 is an explanatory diagram illustrating a state in which control points are generated on a missing portion interpolation curve and shape correction is performed using the control points.
FIG. 43 is a diagram showing a side projection display example after forming a missing portion interpolation curve.
FIG. 44 is a perspective view schematically showing a healthy part outer surface object used when creating three-dimensional shape data of a defect portion generated at the top of the head.
FIG. 45 is a view showing a display example of a healthy part outer surface object in which a projection source reference line is set.
46 is a view showing a display example of a healthy part outer surface object in a state where an interpolation reference line is formed based on the projection source reference line of FIG. 45;
47 is a view showing a display example of a healthy part outer surface object in a state where a missing part interpolation curve is formed based on the interpolation reference line of FIG. 46;
48 is an explanatory diagram showing a state in which surface data is generated between the missing portion interpolation curves in FIG. 47. FIG.
FIG. 49 is a three-sided view of a healthy part outer surface object showing an example in which projection source reference lines are set in parallel lines.
FIG. 50 is a diagram for explaining the concept of three-dimensional shape data based on a solid model.
FIG. 51 is a flowchart showing an exemplary flow of a cutting optimum position determination process.
FIG. 52 is a diagram for explaining rotation conversion of three-dimensional shape data that minimizes a cutting volume.
FIG. 53 is a flowchart showing an example of the flow of machining processing or simulation processing thereof.
FIG. 54 is a diagram showing an example of machining simulation output.
FIG. 55 is a diagram showing another output example of the machining simulation.
FIG. 56 is a view for explaining a method of manufacturing a replacement artificial bone by directly cutting a work material;
FIG. 57 is an explanatory diagram when cutting becomes impossible due to the positional relationship between the work material and the tool.
FIG. 58 is a flowchart showing an example of a flow of optimum cutting position determination processing in consideration of machining availability.
[Explanation of symbols]
1 Supplementary artificial bone processing system
3 CPU
7 Image scanner
11 Display device (image display means)
15 Processing equipment
40 Artificial bone design system for filling
50 computers
80 films
90 Tomographic images
93 Maximum candidate area
99 Pixel density monitor bar (pixel density display means)
100 Bone estimated image area
101 Curve control point
102 Reference density level area
103 Bone outline information
108 Skull candidate area
117 Search circle
122 Overlay image
125 Bone outline information
129 Estimated outline of missing part
132 Marking image for positioning
149 Interpolation reference line
149a First baseline segment
149b Second reference line segment
150 External contour
151,164 Missing part interpolation curve
152,168 Curve control points
160 Healthy part outer surface object
162 Projection reference line
200 Control program
400 missing part
SC fault location
MSP mirror reference plane
Kx threshold concentration level
Ki standard concentration level

Claims (7)

In a system for designing a replacement artificial bone that fills a skull defect based on a human tomographic image,
In each of tomographic images taken at a plurality of different tomographic positions in the head axis direction, a skull part region extracting means for extracting an image region of the skull part;
Based on the extracted skull part candidate area, bone part outline information generating means for generating bone part outline information, which is outline information of an area to be finally determined as a skull part, as point cloud data at a predetermined interval When,
Three-dimensional shape data generation means for generating three-dimensional shape data of the defect portion of the skull based on the bone outline information for each tomographic position,
The three-dimensional shape data generating means includes
A mirror reference plane setting means for setting a mirror reference plane that divides the skull into left and right parts at the center of the face;
A bone outline is formed to at least partially compensate for a missing portion that exists on one side with respect to the set mirror reference plane, or a missing portion that exists on both sides in a non-right-and-left shape. By generating a mirror copy of the group data corresponding to the missing part to be compensated with respect to the mirror reference plane, the copied point cloud data is generated as the supplement part outline data. Means,
The position of the copy destination of the point cloud data is translated and rotated so that the outline of the filling part generated by the mirror copy matches the outline of the healthy part around the missing part to be filled. And a reference outline is set on the outer surface of the healthy part existing around the defect part to be compensated by any one of the combinations and the reference outline. Mirror copy correction means for correcting the geometric displacement so that the sum of the geometric displacement is minimized,
An artificial bone design system for compensation, which generates three-dimensional shape data of the outer surface of the artificial bone that compensates for the defect, based on the outline data of the compensated portion based on the corrected point cloud data. The copy source point group sequence of the mirror copy is extracted from the outline of the bone portion located on the opposite side of the defect portion with respect to the mirror reference plane by a predetermined length more than the minimum length necessary for filling the defect portion. Used in the form
In the copy point group sequence generated by the mirror copy, the portion located around the defect portion of the bone portion outline to which the copy source point group sequence belongs is set as the reference outline, and the end of the row is opposed thereto. The copy point group is copied so that the total geometric displacement between the point group at the end of the row and the reference outline is minimized. The artificial bone design system for compensation according to claim 1, wherein position correction is performed. The mirror copy correction means, when the target of the mirror copy is point cloud data of bone outlines at a plurality of tomographic positions, groups the point clouds, and the relative positional relationship between these points is The artificial bone design system for compensation according to claim 1 or 2, wherein the correction is performed on the integral point cloud group so as to be preserved. The mirror copy correction means performs the position correction individually for each bone outline when the mirror copy target is point cloud data of bone outlines at a plurality of tomographic positions. The artificial bone design system for supplementation in any one of thru | or 3. The supplementary data according to any one of claims 1 to 4, wherein the human body tomographic image data is generated directly as digital image data based on an imaging signal acquired by a tomographic imaging apparatus. Artificial bone design system. The image data of the human tomographic image is obtained by converting an image hard copy output as an imaging film of a monitor image or an image print into an image data by an image scanner in a tomographic imaging apparatus. The artificial bone design system for supplementation in any one. The process of processing the material to be processed into the artificial bone shape for compensation indicated by the three-dimensional shape data while referring to the three-dimensional shape data created by the artificial bone design system for supplementing according to any one of claims 1 to 6. The manufacturing method of the artificial bone for a supplement characterized by including this.

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