JP4659994B2

JP4659994B2 - Radiation image capturing apparatus, method for determining pixel size on image, and distance measuring apparatus

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Publication number: JP4659994B2
Application number: JP2001073516A
Authority: JP
Inventors: 泰一郎目黒; 博士中山
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2001-03-15
Filing date: 2001-03-15
Publication date: 2011-03-30
Anticipated expiration: 2021-03-15
Also published as: JP2002272716A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射線画像撮影装置に係り、特に放射線画像撮影装置で撮影された画像のピクセルサイズを精度良く求めるようにした放射線画像撮影装置と、画像上のピクセルサイズを求める方法および距離計測方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
冠状動脈の血行障害によって心筋が虚血性壊死に陥る心筋梗塞や、脳の動脈の血行障害によって灌流域の脳の一部が壊死に陥る脳梗塞の原因のひとつとして、心血管や脳血管の狭窄がある。この狭窄に対する術式として、血管の狭窄部位へカテーテルを通して挿入したバルーンを膨らませて拡張したり、狭窄部位の拡張状態を維持するために、血管内にステントを留置する方法などが採用されている。
この術式を行う際のプロセスとして通常は、先ず、被検体の例えば大腿動脈からカテーテルを挿入し、Ｘ線透視下でガイドワイヤに沿って狭窄部位までカテーテルを進める。次に、Ｘ線撮影画像上で、狭窄した血管の直径を計測し、狭窄部に通すバルーンやステントの大きさを選択する。その後、選択したバルーンやステントを狭窄部位へ進めて術式を行うことになる。
ところで、狭窄した血管の直径の計測は、画像上に表示されている血管を実測することにより行われていた。そのプロセスの例を図１５のフローチャートに沿って説明する。
ステップ１として、カテーテルを被検体に挿入して、狭窄部の血管とともにＸ線画像を撮影する。次に、ステップ２へ進み、撮影したＸ線画像に表示されているカテーテルの両壁をポインティングし、続いてステップ３として、その間の長さ（径）をピクセル長さで計測する。その結果をｄ（ｐｉｘｅｌ）とする。その後、ステップ４として、ステップ３で計測したカテーテルのピクセル長さｄ（ｐｉｘｅｌ）と、既知であるカテーテルの実径Φ（ｍｍ）との比を演算する。これにより、画像上のピクセルサイズΦ／ｄ（ｍｍ／ｐｉｘｅｌ）が求まる。
【０００３】
次に、ステップ５へ進み、先に撮影したＸ線画像に描出されている狭窄部の血管の両壁をポインティングし、続いてステップ６として、その間の長さ（径）をピクセル長さで計測し、その結果をｋ（ｐｉｘｅｌ）とする。そして、ステップ７として、計測結果のｋ（ｐｉｘｅｌ）に、ステップ４で求めたピクセルサイズΦ／ｄ（ｍｍ／ｐｉｘｅｌ）を掛ける。これによって、狭窄部血管の実径Ｋ＝ｋΦ／ｄ（ｍｍ）が求められる。
このように、画像上に表示された長さが既知である物体を使って、画像の校正用ピクセルサイズを求め、その校正値を用いて、画像上で実測した対象物の幅、太さ、長さなどの実寸法を得ていた。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、上記のような血管の実測値を計測するプロセスには、次のような問題があった。
すなわち、上記の方式は、校正に用いるカテーテルと計測対象となる血管が、深さ方向すなわち画像に対して垂直方向に、同一の深さにあることを前提とした方式である。しかし実際には、カテーテルと計測対象となる血管が常に同一深さにあるわけではない。深さ方向の位置ずれがあると、校正誤差が発生する。実際には、撓骨動脈から挿入したカテーテルを使用する場合において、校正誤差が大きくなることがわかっている。
また、ピクセルサイズの校正用として用いるカテーテルの径は、画像上で太くても数ピクセル程度であり、ステップ２として実施するカテーテルの両壁のポインティングに誤差が生じ易く、この誤差が校正誤差に大きく影響することになっていた。また、Ｘ線画像撮影装置に備えられている二次元Ｘ線検出器としてのイメージインテンシファイア（以下、Ｉ．Ｉ．と略称する。）が呈する歪みの影響によって、同一画像であっても、画像上の位置によってピクセルサイズが微妙に異なることがあり、Ｉ．Ｉ．のサイズによっては、画像の中央と端では、ピクセルサイズが数％も違う場合もある。そのため、ピクセルサイズの校正に用いるカテーテルの位置と、実径を計測したい狭窄血管の位置とが、画像上でずれていると、校正誤差を大きくする要因となっていた。
【０００５】
このような校正誤差が生ずる結果、一般的に許容されている実距離計測許容誤差が０．１ｍｍ以内であるのに対して、実計測誤差が０．２ｍｍを超えるような場合もあり、血管径の計測に対する信頼度を低下させていた。よって、この画像のピクセルサイズの校正誤差のために、精度の高い血管径の計測ができず、血管の狭窄部に通すバルーンやステントの径の選択に支障をきたしていた。従って、バルーンやステントの径の選択には、術者の目測や経験に頼ることとなり、心血管や脳血管の狭窄に対する術式を執行する術者にとって、大きな負担となっていた。
本発明は、従来の、画像上で血管径など注目部位の距離計測を行ない、実測値を計測するプロセスの問題を解決し、より精度の高いピクセルサイズの校正を可能とするためになされたものである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
上述の課題を解決するため、請求項１に記載の発明は、被検体を載置する寝台天板と、この寝台天板を間にして対向するように配置される放射線源および二次元放射線検出器と、これら放射線源および二次元放射線検出器を支持する支持器とを具備する放射線画像撮影装置において、前記被検体に対して互いに異なった方向または位置から少なくとも２枚の放射線画像を得る撮影手段と、この撮影手段で撮影したときの各方向情報を検出する方向情報検出手段と、前記撮影手段で得られた少なくとも２枚の放射線画像に対してそれぞれ同一注目部位を指定する部位指定手段と、この部位指定手段で各々の放射線画像に対し指定された同一注目部位間の位置座標ズレ量および前記方向情報検出手段で検出した各方向情報とに基づいて、画像のピクセルサイズを求める手段と、を具備し、この求められたピクセルサイズを放射線画像が表示されるモニタ上での計測に供することを特徴とする。
【０００９】
また、請求項８に記載の発明は、同一被検体に対して、異なった位置または方向から、少なくとも２フレームの画像データを得る第１の工程と、この第１の工程によって得た２フレームの画像を表示する第２の工程と、この第２の工程によって表示された各画像に対して、描出されている同一注目部位をそれぞれ指定する第３の工程と、この第３の工程によって指定された２フレームの画像における同一注目部位の座標をそれぞれ記録する第４の工程と、この第４の工程によって記録された前記同一注目部位の座標から、前記同一注目部位間の距離を演算する第５の工程と、前記第１の工程によって、異なる画像データを得るために位置または方向を変えたことに伴って、前記被検体の同一注目部位がそれぞれの画像上で移動することになった移動量を求める第６の工程と、この第６の工程で求めた値と前記第５の工程で求めた値とから、画像のピクセルサイズを求める第７の工程とから成ることを特徴とする。
また、請求項９に記載の発明は、所望の位置または方向から被検体の画像を得る画像取得手段と、この画像取得手段によって得た画像を表示する画像表示手段と、この画像表示手段によって表示された画像上の所望の２点間の距離を計測する距離計測手段と、この距離計測手段によって計測した２点間の距離に、前記請求項８に記載の方法で求めた画像上のピクセルサイズを乗じる演算手段とを具備することを特徴とする。
【００１０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の種々の実施の形態について、図１ないし図１４を参照して詳細に説明する。なお、これらの図において、同一部分には同一符号を付して示してある。
先ず、本発明の第１の実施の形態について、図１ないし図４を参照して説明する。
図１は、本発明を実施する放射線画像撮影装置（例えば、Ｘ線画像撮影装置）の要部のシステムブロック図を示したものである。図１に示されているように、被検体Ｐの二次元X線画像を撮影するＸ線画像撮影装置は、例えば床に設置された支持器１１に回転可能に支持され、両端にＸ線管１２および二次元Ｘ線検出器１３を対向するように取付けた例えばＣ字形状に屈曲された支持アーム１４から成る撮影装置１０を有している。なお、Ｘ線管１２は、高電圧発生器１５から印加される高電圧によってX線を照射するとともに、X線の照射条件などはX線制御器１６によって制御され、二次元Ｘ線検出器１３には、通常、二次元Ｘ線検出器１３の出力蛍光面の像を撮像するテレビカメラ１７が組み合わされている。そして、撮影装置１０は、通常寝台２０と組合せて使用され、寝台２０には被検体Ｐを載せる寝台天板２１を備えている。
【００１１】
また、Ｘ線画像撮影装置は、テレビカメラ１７からの信号を受けて、適宜画像処理を施したり、Ｘ線画像撮影装置全体を制御するシステム制御器３０と、このシステム制御器３０を介して、テレビカメラ１７で撮影したX線画像を表示する表示器４０を有している。なお、システム制御器３０には、テレビカメラ１７からのビデオ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器３１と、デジタル化された画像信号を格納する画像メモリ３２が設けられており、この画像メモリ３２は制御バス３３を介してＣＰＵ３４に接続されている。この制御バス３３には、システムメモリ３５を始めとして、支持器１１とシステム制御器３０との間の信号の授受のための支持器用インターフェース３６や、ユーザーデバイスインターフェイス３７などが接続されている。なお、ユーザーデバイスインターフェイス３７を介して、キーボード３８ａやポインティングデバイスとしてのマウス３８ｂなどを有する入力装置３８がシステム制御器３０に接続されている。
さて、支持器１１は、通常、支持アーム１４を矢印１４ａ方向に沿って弧状に移動させる（すなわち、対向しているＸ線管１２および二次元Ｘ線検出器１３を、寝台天板２１に対して傾斜させる）ことができるように支持しているとともに、支持アーム１４を支持している軸を中心にして回転させることができ、さらに支持器１１自体が、寝台２０の方向へ進退可能に設置されている場合もある。また、寝台天板２１も、被検体を載せた状態で、被検体Ｐの体軸方向および体軸に対して水平な方向へ移動可能となっている。ただし、本実施の形態では、図１に矢印１４ａで示すように、支持アーム１４のみがその長手方向に沿って弧状に移動可能であるものとし、その移動量は、傾斜角度で表現できる。よって、支持器１１に支持アーム１４の移動量すなわち傾斜角度を検出する機能を備えており、その傾斜角度の情報は、支持器１１からシステム制御器３０へ供給される。
【００１２】
次に、上記のように構成されたＸ線画像撮影装置の動作を説明する。
Ｘ線管１２と二次元Ｘ線検出器１３は、被検体Ｐを間にして対向するように支持アーム１４に取付けられているので、Ｘ線管１２からＸ線が照射されると、被検体Ｐを透過したＸ線が、二次元Ｘ線検出器１３で光に変換され、これがテレビカメラ１７でビデオ信号に変換される。そして、このテレビカメラ１７からのビデオ信号は、Ａ／Ｄ変換器３１でＡ／Ｄ変換されてフレーム単位に画像メモリ３２に格納される。同時に、各フレーム画像の収集に同期して支持アーム１４の傾斜角度の情報が、支持器用インターフェース３６を介して取り込まれ、システムメモリ３５の各フレームと傾斜角度の対応付けを行うテーブルに格納される。
なお、動画撮影の場合は、連続的に画像が収集されて、画像メモリ３２に複数フレームの画像として格納される。これら画像メモリ３２に格納された動画または静止画は、表示器４０に表示させて観察することができる。また、キーボード３８ａやマウス３８ｂなどを使って、表示器４０に表示される画像について、動画の表示速度を変更したり、動画の１フレームを静止画として表示したり、画像上でポインティングなどを行うことができる。
【００１３】
そこで、血管の狭窄部位の拡張術を行う際には、上記のＸ線画像撮影装置によって、血流の状況などを動画撮影して、狭窄部位の血管径を計測することが必要となる。そのプロセスを図２のフローチャートに沿い、本実施の形態の考え方を説明する図３を参照して説明する。
先ず、ステップ１１として、当該血管に造影剤を注入しつつ、支持アーム１４を一定の速度で傾斜させながら、予め設定した収集レートで連続的にＸ線動画撮影を行い、画像データを収集する。この画像データの収集とは、撮影されたＸ線像のデータを、Ａ／Ｄ変換器３１でＡ／Ｄ変換してフレーム単位に画像メモリ３２に格納することと、同時に、支持アーム１４の傾斜角度の情報を、支持器用インターフェース３６を介して取り込み、システムメモリ３５の各フレームと傾斜角度の対応付けを行うテーブルに格納することを含むものとする。なお、このテーブルを、フレーム／傾斜角度対応テーブルと称する。
【００１４】
次に、ステップ１２として、収集した画像を表示器４０に表示させ、これを観察しながらキーボード３８ａやマウス３８ｂを操作して、所望の１フレームの画像を選んで静止画表示させる。ステップ１３として、選択した画像上で、血管径を実測したい注目部位（例えば、狭窄血管）上の目印とし易い箇所を１点マウス３８ｂなどでポインティングする。このポインティング位置をＡとすれば、その座標はＡ(ｘ_Ａ，ｙ_Ａ)となる。このフレームの画像を得たときの支持アーム１４の傾斜角度θ_Ａは、システムメモリ３５の各フレームと傾斜角度の対応付けを行うフレーム／傾斜角度対応テーブルから知ることができる（ステップ１４）。
このフレーム／傾斜角度対応テーブルの内容を示すと、例えば表１のようになる。
【００１５】
【表１】

【００１６】
更に、ステップ１５として、先のステップ１２のときとは異なるもう１フレームの画像を選んで表示器４０に静止画表示させる。そして、ステップ１６として、新たな画像上で、ステップ１３でポインティングしたのと同じ箇所（注目部位）を１点マウス３８ｂなどでポインティングする。このポインティング位置をＡ’とすれば、その座標はＡ’(ｘ_Ａ’，ｙ_Ａ’)となる。このフレームの画像を得たときの支持アーム１４の傾斜角度θ_Ａ’は、ステップ１４と同様にシステムメモリ３５の各フレームと傾斜角度の対応付けを行うテーブルから知ることができる（ステップ１７）。
ここで、画像上で注目部位の実径を計測するために、支持アーム１４を傾斜させて撮影した２枚の画像に対してポインティングを施すことの意味を、図３を参照しながら説明する。
すなわち、ステップ１２で選択した画像は、図３に示されているように、Ｘ線管１２と二次元Ｘ線検出器１３が、被検体Ｐに対して斜め方向にある状態で撮影され、その画像が表示器４０に表示されているものとする。そして、表示器４０に表示されている画像のＡ点がポインティングされているものとする。一方、ステップ１５で選択した画像は、図３にＸ線管１２’と二次元Ｘ線検出器１３’として示すように、これらが被検体Ｐに対して垂直方向に対向する向きにある状態で撮影され、その画像が表示器４０’に表示されているものとする。そして、表示器４０’に表示されている画像のＡ’点がポインティングされているものとする。なお、２枚の画像を撮影したときの支持アーム１４の傾斜角度の差がθである。
【００１７】
ここで、もし、注目部位Ｂが支持アーム１４が傾斜するときの回転中心（これを、支持アーム１４のアイソセンタ（isocenter）という）Ｃにある場合、撮影角度をずらせて撮影した２枚の画像を比較すると、注目部位Ｂは、２枚の画像の同じ位置に表示されるはずである。しかし、注目部位Ｂは、通常、図示のようにアイソセンタＣからずれた位置にあるため、撮影角度をずらせて２枚の画像を撮影すると、２枚の画像上で、注目部位Ｂの表示位置は異なることになる。すなわち、ポインティング点ＡとＡ’とは、画像上同一点であっても、その座標はずれていることになる。このことは、表示器４０’に表示されている注目部位のポインティング点Ａ’に対して、表示器４０に表示されている注目部位のポインティング点Ａを、表示器４０’に表示すれば（Ａ）となることからも分かる。
この表示のずれを利用して、画像のピクセルサイズが算出できる。次に、２枚の画像のポインティング点の座標と各画像を撮影したときの支持アーム１４の傾斜角度、すなわち、Ａ(ｘ_Ａ，ｙ_Ａ)、θ_Ａと、Ａ’(ｘ_Ａ’，ｙ_Ａ’)、θ_Ａ’とから、ピクセルサイズを算出する方法について説明する。
【００１８】
ここで、図３に示すように、
Ｘ線管１２から二次元Ｘ線検出器１３までの距離をSID（ｍｍ）、
Ｘ線管１２からアイソセンタＣまでの距離をＩ（ｍｍ）、
とする。
そして、二次元Ｘ線検出器１３の面上の既知のピクセルサイズをＤ（ｍｍ／ｐｉｘｅｌ）とし、２画像の各ポインティング点の座標、すなわち、座標Ａ(ｘ_Ａ，ｙ_Ａ)と座標Ａ’(ｘ_Ａ’，ｙ_Ａ’)間の距離をｌ（ｐｉｘｅｌ）とすると、各ポインティング点Ａ−Ａ’間の距離ｌ（ｐｉｘｅｌ）は、（１）式で表される。
【００１９】
【数１】

【００２０】
また、２画像の間の撮影角度差、すなわち、支持アーム１４の傾斜角度の差をθ度とすると、角度差θは、（２）式で表される。
【００２１】
【数２】

【００２２】
ここで、画像のピクセルサイズを、ｐ（ｍｍ／ｐｉｘｅｌ）とすると、画像のピクセルサイズｐは、（３）式のとおりとなる。これにより、注目血管の表示されている画像のピクセルサイズを校正することができる。
【００２３】
【数３】

【００２４】
これらのことを踏まえて、狭窄部位の血管径を計測するプロセスを、引き続き図２のフローチャートに沿って説明する。
すなわち、ステップ１８として、座標Ａ(ｘ_Ａ，ｙ_Ａ)と座標Ａ’(ｘ_Ａ’，ｙ_Ａ’)との間の距離ｌと、支持アーム１４の傾斜角度θ_Ａと傾斜角度θ_Ａ’との差の角度θを演算して求める。そして、ステップ１９として、ステップ１８の結果から、（３）式を演算して画像のピクセルサイズｐを求める。次に、ステップ２０へ進み、所望のＸ線画像を表示器４０に表示し、ステップ２１として、例えば図４に示すように、Ｘ線画像に描出されている注目部位すなわち血管Ｂの狭窄部の両壁を、Ｅ、Ｅ’のようにポインティングする。これらポインティングした点Ｅ、Ｅ’の座標を、それぞれE(ｘ_Ｅ，ｙ_Ｅ)、E’(ｘ_Ｅ’，ｙ_Ｅ’)と認識すれば、Ｅ−Ｅ’間の距離Ｌ（ｐｉｘｅｌ）が、（４）式から求められる（ステップ２２）。これは、血管Ｂの狭窄部の径を二次元Ｘ線検出器１３の面上の既知のピクセル長さで表したものである。
【００２５】
【数４】

【００２６】
よって、（５）式に示すように、ステップ２３として、画像のピクセルサイズｐ（ｍｍ／ｐｉｘｅｌ）の値に、既知のピクセル長さで求めた血管Ｂの狭窄部の径Ｌ（ｐｉｘｅｌ）を乗ずることによって、狭窄部の実径Ｘ（ｍｍ）を求める。
Ｘ＝ｐ・Ｌ・・・（５）
【００２７】
このように、本発明によれば、画像上の注目部位そのものを用いて、画像のピクセルサイズを求めるようにしたので、校正用物体（例えばカテーテル）と注目部位が深さ方向に同一であることを前提にすることによる誤差を考慮する必要がなくなる。また、本発明にあっては、撮影角度の計測誤差や注目部位のポインティング誤差が、実径計測の誤差に影響を与えるが、撮影角度計測誤差±１度、ポインティング誤差１ｐｉｘｅｌを影響に含めても、本発明の手法によれば、実計測許容誤差０．１ｍｍ以内をキープすることができる。また、画像上の注目部位そのものを画像のピクセルサイズの校正に使用するので、校正されたピクセルサイズには画像の歪み例えばＩ．Ｉ．による歪みの影響はなく、より高精度の距離計測（径計測）が達成できる。
【００２８】
次に、本発明の第２の実施の形態について、図５ないし図７を参照して説明する。ここで、図５ないし図７において、図１ないし図３と同一部分には同一符号を付して示してあるので、その部分の説明は省略する。
図５は、本実施の形態を説明するために示したＸ線画像撮影装置の要部のシステムブロック図であり、図１に示したシステムブロック図に対して、天板制御器２２が追設され、支持器用インターフェイス３６に代えて寝台天板用インターフェイス３６ａが設けられている。その他の構成は、図１に示したものと同様である。
この図５に示した第２の実施の形態は、支持アーム１４を固定した状態に置いて、被検体Ｐを載せた寝台天板２１の位置を水平方向へ移動させて複数枚の画像を撮影し、そのうちの２枚の画像を使って画像のピクセルサイズを求めようとするものである。そのため、寝台２０に天板制御器２２を備えて、寝台天板２１を水平方向へ移動させるとともに、寝台天板２１の位置座標情報を発信するようになっている。なおここでは、便宜的に、寝台天板２１の位置を矢印２１ａ方向（すなわち、被検体Ｐの体軸方向）へ移動させて複数枚の画像を撮影する場合について説明するが、寝台天板２１を二次元方向へ移動させて複数枚の画像を撮影する場合についても同様である。
そして、天板制御器２２からの寝台天板２１の位置座標情報は、システム制御器３０に設けられた寝台天板用インターフェース３６ａを介して取り込まれ、制御バス３３を経由してシステムメモリ３５の各フレームと寝台天板の位置座標との対応付けを行うテーブルに格納される。このテーブルの内容は、例えば表２のようになり、このテーブルをフレーム／天板位置対応テーブルと称する。
【００２９】
【表２】

【００３０】
ここで、本第２の実施の形態において、狭窄部位の血管径を計測するときのプロセスを、図６のフローチャートに沿い図７の説明図を参照しながら説明する。
先ずユーザは、ステップ３１として、当該血管に造影剤を注入しつつ、寝台天板２１を一定速度で移動させながら、予め設定した収集レートで連続的にＸ線動画撮影を行い、注目部位（狭窄血管）の画像データを収集する。すなわち、撮影されたＸ線像のデータを、Ａ／Ｄ変換器３１でＡ／Ｄ変換してフレーム単位に画像メモリ３２に格納するとともに、撮影時の寝台天板２１の位置の情報を、寝台天板用インターフェース３６ａを介して取り込み、システムメモリ３５の各フレーム／天板位置対応テーブルに格納する。
次に、ステップ３２として、第１の実施の形態と同様に、収集した画像を表示器４０に表示させ、その中から所望の１フレームの画像を選んで静止画表示させ、選択した画像上で、血管径を実測したい注目部位上の目印にし易い箇所を１点ポインティングする（ステップ３３）。このポインティングされた位置をＡ（図７参照）とし、その座標Ａ(ｘ_Ａ，ｙ_Ａ)を認識する。同時に、このフレームの画像を得たときの寝台天板２１の位置座標を、システムメモリ３５のフレーム／天板位置対応テーブル上で認識し、これをＴ_Ａ(ｘ_ＴＡ，ｙ_ＴＡ，ｚ_ＴＡ）とする（ステップ３４）。
【００３１】
更に、ステップ３５として、先のステップ３２のときとは異なるもう１フレームの画像を選んで表示器４０に静止画表示させる。そして、ステップ３６として、新たな画像上で、ステップ３３でポインティングしたのと同じ箇所（注目部位）を１点ポインティングする。このポインティングされた位置をＡ’とし、その座標Ａ’(ｘ_Ａ’，ｙ_Ａ’)を認識するとともに、このフレームの画像を得たときの寝台天板２１’の位置座標Ｔ_Ａ’(ｘ_ＴＡ’，ｙ_ＴＡ’，ｚ_ＴＡ’）を、ステップ３４と同様にシステムメモリ３５のフレーム／天板位置対応テーブル上で認識する（ステップ３７）。
ここで、２枚の画像は、X線管１２と二次元X線検出器１３を固定したまま、寝台天板２１の水平方向の位置を変えて撮影したので、２枚の画像上で注目部位Ｂの表示位置は異なるはずである。その様子を説明するための説明図を、図７に示してある。すなわち、１枚目の画像を基準として、２枚目の画像は、寝台天板２１が寝台天板２１’のように、寸法Ｆだけ水平方向へ移動したものとすれば、被検体Ｐの位置と被検体Ｐ’の位置の画像を撮影したことになり、注目部位ＢはＢ’の位置へ移動している。よって、各画像上で同一注目部位をポインティングしたとしても、１枚目の画像のポインティング点Ａと２枚目の画像のポインティング点Ａ’との間には、図７に示すような間隔ｌが生ずる。換言すれば、ポインティング点ＡとＡ’とは、画像上同一点であっても、その座標はずれていることになる。
【００３２】
本実施の形態では、このことを利用して、注目血管の表示されている画像のピクセルサイズを算出し、注目血管の実径を求めようとするものであり、次に、その方法について説明する。
ここで、２画像の各ポインティング点Ａ−Ａ’の座標、すなわち、座標Ａ(ｘ_Ａ，ｙ_Ａ)と座標Ａ’(ｘ_Ａ’，ｙ_Ａ’)間の距離をｌ（ｐｉｘｅｌ）とすると、各ポインティング点Ａ−Ａ’間の距離ｌは、第１の実施の形態と同様に（１）式で表される。
【００３３】
【数５】

【００３４】
また、２画像間の寝台天板２１の移動距離Ｆ（ｍｍ）は、寝台天板２１がＺ方向へは移動しないものとすれば、ｚ_ＴＡ＝ｚ_ＴＡ’なので、座標Ｔ_Ａ(ｘ_ＴＡ，ｙ_ＴＡ）と座標Ｔ_Ａ’(ｘ_ＴＡ’，ｙ_ＴＡ’）間の距離として、（６）式で表される。
【００３５】
【数６】

【００３６】
ここで、ポインティング点Ａ−Ａ’間の距離は、寝台天板２１の移動距離Ｆが、被検体Ｐに対する撮影装置１０の幾何学的拡大率に基づき拡大されたものとなる。よって、２画像でのＡ−Ａ’間の距離ｌ（ｐｉｘｅｌ）と寝台天板２１の移動距離Ｆ（ｍｍ）との比をとれば、（７）式のように画像のピクセルサイズｐ（ｍｍ／ｐｉｘｅｌ）が求まる。
ｐ＝Ｆ / ｌ・・・（７）
【００３７】
よって、ステップ３８として、（１）式と（６）式を演算し、ステップ３９として（７）式を演算することによって、画像のピクセルサイズｐ（ｍｍ／ｐｉｘｅｌ）を求める。なお、その後、注目部位Ｂの血管径を求めるためのポインティングの仕方や演算方法は、ステップ４０からステップ４３のとおりであり、これは、第１の実施の形態におけるステップ２０からステップ２３と同様なので、その説明は省略する。
このように、本実施の形態においても、第１の実施の形態と同様の効果を奏する。また、本実施の形態では、寝台天板位置の計測誤差や注目部位のポインティング誤差が、実径計測の誤差に影響を与えるが、寝台天板位置計測誤差±１ｍｍ、ポインティング誤差１ｐｉｘｅｌを影響に含めても、実計測許容誤差０．１ｍｍ以内をキープすることができる。
【００３８】
次に、本発明の第３の実施の形態について、図８、図９を参照して説明する。
なお、図８は本実施の形態の考え方を説明する説明図であり、図９は同じく動作プロセスを説明するフローチャート、そして本実施の形態のシステムブロック図は、図１と同様である。また、図８において、図１ないし図７と同一部分には同一符号を付して示してあるので、その部分の説明は省略する。
第３の実施の形態は、支持アーム１４の角度と被検体Ｐを載せた寝台天板２１の位置を固定した状態に置いて、支持アーム１４を支持している支持器１１を、寝台２０に対して接近または離反する方向へ移動させて複数枚の画像を撮影し、そのうちの２枚の画像を使って画像のピクセルサイズを求めようとするものである。そのため、支持器１１には支持器１１自体を寝台２０に対して接近または離反する方向へ移動させるとともに、支持器１１の位置情報を発信するための図示しない移動制御器が備えられている。よって、考え方としては、第２の実施の形態における寝台天板２１の移動に代えて、支持器１１を移動させるものと捉えてもよい。
なお、支持器１１の移動に応じて発信される位置情報は、システム制御器３０に設けられた支持器用インターフェース３６を介して取り込まれ、制御バス３３を経由してシステムメモリ３５の各フレームと支持器の位置座標との対応付けを行うテーブルに格納される。このテーブルの内容は、例えば表３のようになり、このテーブルをフレーム／支持器位置対応テーブルと称する。
【００３９】
【表３】

【００４０】
ここでユーザは、ステップ５１として、当該血管に造影剤を注入しつつ、支持器１１を寝台２０側へ一定速度で移動させながら、予め設定した収集レートで連続的にＸ線動画撮影を行い、注目部位（狭窄血管）の画像データを収集する。すなわち、撮影されたＸ線像のデータを、Ａ／Ｄ変換器３１でＡ／Ｄ変換してフレーム単位に画像メモリ３２に格納するとともに、撮影時の支持器１１の位置の情報を、支持器用インターフェース３６を介して取り込み、システムメモリ３５の各フレーム／支持器位置対応テーブルに格納する。
次に、ステップ５２として、第１、第２の実施の形態と同様に、収集した画像を表示器４０に表示させ、その中から所望の１フレームの画像を選んで静止画表示させ、選択した画像上で、血管径を実測したい注目部位上の目印にし易い箇所を１点ポインティングする（ステップ５３）。次に、ステップ５４として、このポインティングされた位置をＡとし、その座標Ａ(ｘ_Ａ，ｙ_Ａ)を認識するとともに、このフレームの画像を得たときの支持器１１の位置座標を、システムメモリ３５のフレーム／支持器位置対応テーブル上で認識し、これをＴ_Ａ(ｘ_ＴＡ，ｙ_ＴＡ，ｚ_ＴＡ）とする。
【００４１】
更に、ステップ５５として、先のステップ５２のときとは異なるもう１フレームの画像を選んで表示器４０に静止画表示させる。そして、ステップ５６として、新たな画像上で、ステップ５３でポインティングしたのと同じ箇所（注目部位）を１点ポインティングする。このポインティングされた位置をＡ’とし、その座標Ａ’(ｘ_Ａ’，ｙ_Ａ’)を認識するとともに、このフレームの画像を得たときの支持器１１の位置座標Ｔ_Ａ’(ｘ_ＴＡ’，ｙ_ＴＡ’，ｚ_ＴＡ’）を、ステップ５４と同様にシステムメモリ３５のフレーム／支持器位置対応テーブル上で認識する。（ステップ５７）。
ここで、２枚の画像は、寝台天板２１の位置を固定したまま、支持器１１の位置を変えて（すなわち、X線管１２と二次元X線検出器１３とを並行移動させて）被検体Ｐを撮影したので、２枚の画像上で注目部位Ｂの表示位置は異なるはずである。その様子を説明するための説明図を、図８に示してある。すなわち、支持器１１の或る位置で被検体Ｐを撮影したときの、X線管１２と二次元X線検出器１３との位置と表示器４０は実線で示されており、表示器４０での注目部位のポインティング点はＡである。それから支持器１１を寝台２０側へ距離Ｆだけ移動させることにより、被検体Ｐを撮影したときのX線管１２’と二次元X線検出器１３’との位置と表示器４０’は点線で示されており、表示器４０に表示されたＡ点は表示器４０’では、支持器１１の移動量Ｆだけずれて（Ａ）となる。そして、表示器４０’上での注目部位のポインティング点はＡ’であり、２枚の画像の間でには、Ａ−Ａ’だけ、すなわち表示器４０’上でみれば（Ａ）−Ａ’だけ位置のずれた被検体Ｐの画像が得られることになる。
【００４２】
よって、各画像上で同一注目部位をポインティングしたとしても、１枚目の画像のポインティング点Ａと２枚目の画像のポインティング点Ａ’との間には、図８に示すような間隔ｌが生じ、ポインティング点ＡとＡ’とは、画像上同一点であっても、その座標はずれていることがわかる。
本実施の形態では、このことを利用して、注目血管の表示されている画像のピクセルサイズを算出し、注目血管の実径を求めようとするものであり、その方法は第２の実施の形態の場合と同様に、ステップ５８として、（１）式により、２画像の各ポインティング点の座標、座標Ａ(ｘ_Ａ，ｙ_Ａ)と座標Ａ’(ｘ_Ａ’，ｙ_Ａ’)間の距離ｌ（ｐｉｘｅｌ）を求め、さらに、２画像間の支持器１１の移動距離Ｆ（ｍｍ）を（６）式によって求める。ここで、支持器１１は水平方向へ移動するものとする。よって、ｚ_ＴＡ＝ｚ_ＴＡ’であり、座標Ｔ_Ａ(ｘ_ＴＡ，ｙ_ＴＡ）と座標Ｔ_Ａ’(ｘ_ＴＡ’，ｙ_ＴＡ’）間の距離として、（６）式を演算すればよいことがわかる。
【００４３】
ここで、ポインティング点Ａ−Ａ’間の距離は、寝台天板２１の移動距離Ｆが、被検体Ｐに対する撮影装置１０の幾何学的拡大率に基づき拡大されたものとなる。よって、ステップ５９として、２画像間でのＡ−Ａ’間の距離ｌ（ｐｉｘｅｌ）と支持器１１の移動距離Ｆ（ｍｍ）との比をとれば、（７）式のように画像のピクセルサイズｐ（ｍｍ／ｐｉｘｅｌ）が求まる。
なお、その後、注目部位Ｂの血管径を求めるためのポインティングの仕方や演算方法は、ステップ６０からステップ６３のとおりであり、これは、第１（または第２）の実施の形態におけるステップ２０からステップ２３（ステップ４０からステップ４３）と同様なので、その説明は省略する。
このように、本実施の形態においても、第１、第２の実施の形態と同様の効果を奏する。また、本実施の形態では、支持器１１の位置計測誤差や注目部位のポインティング誤差が、実径計測の誤差に影響を与えるが、支持器位置計測誤差±１ｍｍ、ポインティング誤差１ｐｉｘｅｌを影響に含めても、実計測許容誤差０．１ｍｍ以内をキープすることができる。
【００４４】
次に、本発明の第４の実施の形態について、図１０、図１１を参照して説明する。なお、本実施の形態のシステムブロック図は、図１と同様であるものとする。また、図１０は本実施の形態の考え方を説明する説明図であり、図１１は同じく動作プロセスを説明するフローチャートである。そしてこれらの図において、図１ないし図９と同一部分には同一符号を付して示してあるので、その部分の説明は省略する。
第４の実施の形態は、X線管１２として、ステレオ撮影用のX線管１２Ａを用いるものである。なお、ステレオ撮影用のX線管１２Ａは、管球内部に所定の間隔をおいて２つのX線焦点１２Ａ１、１２Ａ２を有し、この２つのX線焦点１２Ａ１、１２Ａ２から交互にX線を照射してX線撮影を行うものをステレオ撮影と称している。そして、第１のX線焦点１２Ａ１からX線を照射して得られた画像を左側像、続いて第２のX線焦点１２Ａ２からX線を照射して得られた画像を右側像として、これら２枚の画像を同時に観察すると、視差によって立体的な画像を観察することができる。
【００４５】
そこで、本発明の第４の実施の形態は、支持器１１や支持アーム１４および寝台天板２１などを動かすことなく、２つのX線焦点１２Ａ１、１２Ａ２によってX線の照射方向が微妙に異なる２枚の画像を得ることにより、その２枚の画像を使って画像のピクセルサイズを求めようとするものである。よって、考え方としては、第３の実施の形態における支持器１１を、２つのX線焦点間の距離Ｓだけ移動させるものと捉えてもよく、この場合、２つのX線焦点間の距離Ｓは既知である。
そこでユーザは、ステップ７１として、支持器１１や寝台天板２１を固定した状態で、当該血管に造影剤を注入しつつ、予め設定した収集レートでステレオＸ線動画撮影を行い、狭窄血管など注目部位の画像データを収集する。ここで収集された画像は、Ａ／Ｄ変換器３１にてデジテル信号に変換された後、左側像と右側像の２枚を一組として、画像メモリ３２に格納される。
次に、ステップ７２として、収集したステレオＸ線動画像の中から、１組のステレオ画像を選んで、その左側像を表示器４０に静止画表示させ、左側像について画像上で、血管径を実測したい注目部位上の目印にし易い箇所を１点ポインティングする（ステップ７３）。そして、ステップ７４として、左側像のポインティングされた位置をＡとし、その座標Ａ(ｘ_Ａ，ｙ_Ａ)を認識する。続いて、ステップ７５として、先に選択された１組のステレオ画像の右側像を表示器４０に静止画表示させる。この右側像について画像上で、左側像と同様の注目部位を１点ポインティングする（ステップ７６）。そして、ステップ７７として、この右側像のポインティングされた位置をＡ’とし、その座標Ａ’(ｘ_Ａ’，ｙ_Ａ’)を認識する。
【００４６】
ここで、異なる焦点位置をもつステレオ撮影用のX線管１２Ａを用いて撮影した、左側像と右側像との２枚の画像上では、注目部位Ｂの表示位置ＡとＡ’は座標的にずれることになる。本実施の形態では、このことを利用して、画像のピクセルサイズを算出するので、次に、その方法を図１０を参照して説明する。
すなわち、Ａ−Ａ’間の距離をｌ（ｐｉｘｅｌ）とすると、この距離ｌ（ｐｉｘｅｌ）は、第１ないし第３の実施の形態と同様に、（１）式から求められるので、ステップ７８として（１）式を演算する。そして、二次元Ｘ線検出器１３面上の既知のピクセルサイズをＤ（ｍｍ／ｐｉｘｅｌ）、ステレオ撮影用X線管１２Ａの焦点間の距離をＳ（ｍｍ）とすると、画像のピクセルサイズｐ（ｍｍ／ｐｉｘｅ）は、（８）式のとおりとなる。よってステップ７９として、（８）式を演算する。
【００４７】
【数７】

【００４８】
なお、その後の、注目部位Ｂの血管径を求めるためのポインティングの仕方や演算方法は、ステップ８０からステップ８３のとおりであり、これは、前述の各実施の形態におけるステップ２０からステップ２３（またはステップ４０からステップ４３、あるいはステップ６０からステップ６３）と同様なので、その説明は省略する。
このように、本実施の形態においても、第１、第２、第３の実施の形態と同様の効果を奏する。また、本実施の形態では、注目部位のポインティング誤差が、実径計測の誤差に影響を与えるが、ポインティング誤差１ｐｉｘｅｌを影響に含めても、実計測許容誤差０．１ｍｍ以内をキープすることができる。
【００４９】
次に、本発明の第５の実施の形態について、図１２ないし図１４を参照して説明する。これらの図において、図１ないし図１１と同一部分には同一符号を付して示してあるので、その部分の説明は省略する。
第５の実施の形態は、第１ないし第４の実施の形態として説明してきた、同一注目部位を撮影した２枚の画像を基にして画像のピクセルサイズｐを求めたり、そのピクセルサイズによって２点間の距離を計測するものにおいて、より精度を向上させようとするものである。そのため、撮影時に収集する支持アーム１４の傾斜角度、または天板２１の位置、或いは支持器１１の位置などの情報の他に、被検体の心電位相に関する情報も取り込むようにして、ピクセルサイズを求めるための２枚の画像を選択する際に、被検体の心電位相が同一か略同じ画像を選択するようにしたものである。なお、心電図波形は、よく知られているように、心臓の拍動に伴ない通常図１３に示すような周期的な変化を示すものであり、特徴的な波形を示す各部位に、それぞれＰ、Ｑ、Ｒ、Ｓ、Ｔのような名称が付されている。
【００５０】
そこで、先に、図１ないし図４を参照して第１の実施の形態として説明したＸ線画像撮影装置に、この第５の実施の形態を適用した場合について説明するものとする。
図１２は、本実施の形態を説明するために示したＸ線画像撮影装置の要部のシステムブロック図であり、図１、図５に示したシステムブロック図に対して、例えば心電計のような心電位相計測器５１と、被検体Ｐに取付ける心電位相計測用の電極５２と、心電位相計測器用インターフェイス５３が追設されている。その他の構成は、図１、図５に示したものと同様である。
さて、撮影装置１０によって撮影された各フレームの画像は、画像メモリ３２に格納されるとともに、各フレームの画像の収集に同期して支持アーム１４の傾斜角度の情報が、システムメモリ３５の各フレームと傾斜角度の対応付けを行うテーブルに格納される。同時に、各フレームの画像を収集したときの心電位相が心電位相計測器５１によって計測され、この心電位相に関する情報が、心電位相計測器用インターフェイス５３を介して取り込まれ、先のシステムメモリ３５上の各フレームと傾斜角度の対応付けを行うテーブルに格納される。このテーブルの内容は、例えば表４のようになり、このテーブルをフレーム／傾斜角度／心電位相対応テーブルと称する。
【００５１】
【表４】

【００５２】
なお、表４のテーブルは、表１に示したテーブルに心電位相に関する情報が追加されたものとなる。
次に、この実施の形態において、注目血管Ｂの実径を求めるためのプロセスについて、図１４に示したフローチャートに沿って説明する。なお、この実施の形態を第１の実施の形態に適用した場合について説明しているので、図１４は図２のフローチャートに類似したものとなっている。
さて、この実施の形態では、ステップ１１１として、被検体Ｐの心電位相θ’を取り込みながら、かつ、血管に造影剤を注入しつつ、支持アーム１４を一定の速度で傾斜させながら、予め設定した収集レートで連続的にＸ線動画撮影を行い、画像データを収集する。次に、ステップ１１２、ステップ１１３として、所望の１フレームの画像を選んで静止画表示させ、注目部位を１点（Ａ点）ポインティングする。この動作は、第１の実施の形態でのステップ１２、ステップ１３と同じである。
【００５３】
次にステップ１１４として、Ａ点の座標と、このフレームの画像を得たときの心電位相θ’_Ａおよび支持アーム１４の傾斜角度θ_Ａを、システムメモリ３５の各フレームと傾斜角度および心電位相の対応付けを行うフレーム／傾斜角度／心電位相対応テーブルから認識する。そしてステップ１１５へ進み、先のステップ１１２のときとは異なるもう１フレームの画像を選んで静止画表示させる。ただしこのとき、もう１フレームの画像として、ステップ１１２で選択した画像の心電位相θ’と同一かもしくは略同じ位相の画像を選択するものとする。この心電位相が同一か略同じフレームの画像かどうかは、システムメモリ３５上のフレーム／傾斜角度／心電位相対応テーブルから認識することができる。
そして、ステップ１１６として、選択したフレームの画像に対して注目部位Ａ’点をポインティングする。以下、ステップ１１７以降ステップ１１９までの画像のピクセルサイズｐの求め方や、さらに、ステップ１２０ないしステップ１２３による狭窄血管の実径Ｘの求め方は、第１の実施の形態でのステップ１７ないしステップ２３と同様である。
【００５４】
このように、本実施の形態によれば、対象部位が心血管のように、心臓の拍動に伴ない周期的に形状あるいは位置が変化する場合であっても、高い精度で画像のピクセルサイズｐを求めることができる。よって、高精度での距離計測が可能となり、狭窄血管の実径Ｘも高精度で求めることができる。
なお、心電位相に関する情報を収集しながら連続的に撮影した画像の中から、心電位相が同一かそれに近い２枚の画像を選択することに代えて、１枚目の画像を例えば心電位相で最も高いピークを示すＲ波に同期させて撮影し、２枚目の画像も、支持アームの角度や寝台天板の位置を変えた後で、同じく、心電位相のＲ波に同期させて撮影するようにしてもよい。このようにすると、確実に心電位相の同期した角度や位置の異なる２枚の画像を得ることができ、第５の実施の形態の効果をより高めることができる。
また、心電位相の異なる２画像を用いた場合でも、心臓の拍動による血管の移動量を加味することによって、一方の画像の血管の位置を、他方の画像の心電位相で収集されたものと同様になるように補正すれば、上記と同様の方法で画像のピクセルサイズを求めることができる。
【００５５】
本発明は、上述の実施の形態に限定されるものではなく、種々の態様で実施することができる。例えば、二次元Ｘ線検出器１３としては、微弱なＸ線照射によって得られる被検体Ｐなどの透過像を、明るい光学像として出力するＩ．Ｉ．が一般的に用いられるが、これに代えて、例えば、蛍光板と半導体光センサとが光学的に結合された積層体から成る、複数のＸ線画像検出器をマトリックス状に配置したもので構成してもよい。
また、支持器１１は床に設置されるものとして説明したが、これは、天井から吊られる形式のものでもよく、支持アーム１４の形状も、Ｃ字状に限らず、Ω字状あるいはＵ字状など種々の形状であってよい。
さらに、複数枚の画像を得る際に、支持アーム１４の傾斜角度を変えながら撮影したり、寝台天板２１の位置を移動させながら撮影したり、さらには、支持器１１の位置を移動させながら撮影するものと説明した。しかしこれらは、必ずしも、連続的に回転または移動させながら撮影することを意味したものではない。
すなわち、注目部位に対して角度または位置などの異なった方向から、少なくとも２枚の画像が得られればよいので、支持アーム１４、寝台天板２１、支持器１１などを、角度または位置の異なる状態に静止させてそれぞれ撮影してもよいことは言うまでもない。
【００５６】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明によれば、Ｉ．Ｉ．歪みの影響を排除して、画像のピクセルサイズを精度よく求めることができ、これにより画像上の２点間の距離を高精度に計測することができる。以って、狭窄血管を拡張させるような術式において、適切な大きさのバルーンやステントを選択することができ、安全、確実な術式の遂行にも寄与することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施の形態に係るＸ線画像撮影装置の要部を示したシステムブロック図である。
【図２】本発明の第１の実施の形態のプロセスを説明するフローチャートである。
【図３】本発明の第１の実施の形態の考え方を説明するための説明図である。
【図４】血管の狭窄部の径を計測する場合を説明するための説明図である。
【図５】本発明の第２の実施の形態に係るＸ線画像撮影装置の要部を示したシステムブロック図である。
【図６】第２の実施の形態のプロセスを説明するフローチャートである。
【図７】第２の実施の形態の考え方を説明するための説明図である。
【図８】第３の実施の形態の考え方を説明するための説明図である。
【図９】第３の実施の形態のプロセスを説明するフローチャートである。
【図１０】第４の実施の形態の考え方を説明するための説明図である。
【図１１】第４の実施の形態のプロセスを説明するフローチャートである。
【図１２】本発明の第５の実施の形態に係るＸ線画像撮影装置の要部を示したシステムブロック図である。
【図１３】心電位相についての説明図である。
【図１４】第５の実施の形態のプロセスを説明するフローチャートである。
【図１５】従来の血管径の計測のプロセスを説明するフローチャートである。
【符号の説明】
１０撮影装置
１１支持器
１２Ｘ線管
１３二次元Ｘ線検出器
１４支持アーム
２０寝台
２１寝台天板
３０システム制御器
３２画像メモリ
３３制御バス
３４ＣＰＵ
３５システムメモリ
３８入力装置
４０表示器[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a radiographic image capturing apparatus, and more particularly to a radiographic image capturing apparatus capable of accurately determining a pixel size of an image captured by a radiographic image capturing apparatus, a method for determining a pixel size on an image, and a distance measuring method. .
[0002]
[Prior art]
Cardiovascular and cerebrovascular stenosis is one of the causes of myocardial infarction in which the myocardium falls into ischemic necrosis due to coronary artery circulation failure or cerebral infarction in which a part of the brain in the perfusion region falls into necrosis due to cerebral artery blood circulation failure There is. As a technique for this stenosis, a method of inflating a balloon inserted through a catheter into a stenosis site of a blood vessel and expanding it, or a method of placing a stent in a blood vessel in order to maintain the expanded state of the stenosis site, etc. is adopted.
Usually, as a process for performing this surgical procedure, first, a catheter is inserted from, for example, a femoral artery of a subject, and the catheter is advanced to a stenosis site along a guide wire under fluoroscopy. Next, the diameter of the stenotic blood vessel is measured on the X-ray image, and the size of the balloon or stent to be passed through the stenosis is selected. Thereafter, the selected balloon or stent is advanced to the stenosis site to perform the surgical procedure.
By the way, the diameter of the stenotic blood vessel is measured by actually measuring the blood vessel displayed on the image. An example of the process will be described with reference to the flowchart of FIG.
As step 1, a catheter is inserted into a subject, and an X-ray image is taken together with a blood vessel in a stenosis. Next, the process proceeds to step 2 where both walls of the catheter displayed in the taken X-ray image are pointed, and then in step 3, the length (diameter) between them is measured by the pixel length. The result is d (pixel). Thereafter, as step 4, the ratio between the catheter pixel length d (pixel) measured in step 3 and the known actual diameter Φ (mm) of the catheter is calculated. Thereby, the pixel size Φ / d (mm / pixel) on the image is obtained.
[0003]
Next, the process proceeds to step 5 where both walls of the blood vessel of the stenosis portion depicted in the previously taken X-ray image are pointed, and then in step 6, the length (diameter) between them is measured by the pixel length. The result is k (pixel). In step 7, the measurement result k (pixel) is multiplied by the pixel size Φ / d (mm / pixel) obtained in step 4. Thus, the actual diameter K = kΦ / d (mm) of the stenotic blood vessel is obtained.
In this way, using an object with a known length displayed on the image, the pixel size for calibration of the image is obtained, and using the calibration value, the width, thickness of the object actually measured on the image, Actual dimensions such as length were obtained.
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
By the way, the process of measuring the actual blood vessel measurement value as described above has the following problems.
In other words, the above-described method is based on the premise that the catheter used for calibration and the blood vessel to be measured are at the same depth in the depth direction, that is, in the direction perpendicular to the image. However, in practice, the catheter and the blood vessel to be measured are not always at the same depth. If there is a displacement in the depth direction, a calibration error occurs. In practice, it has been found that calibration errors increase when using a catheter inserted from the radial artery.
Further, the diameter of the catheter used for calibration of the pixel size is about several pixels even if it is thick on the image, and an error is likely to occur in the pointing of the both walls of the catheter performed as step 2, and this error greatly increases the calibration error. Was supposed to be affected. Further, even if the same image is obtained due to the influence of distortion exhibited by an image intensifier (hereinafter abbreviated as II) as a two-dimensional X-ray detector provided in the X-ray imaging apparatus, The pixel size may be slightly different depending on the position on the image. I. Depending on the size of the image, the pixel size may differ by a few percent between the center and the edge of the image. For this reason, if the position of the catheter used for calibration of the pixel size and the position of the stenotic blood vessel for which the actual diameter is to be measured are shifted on the image, this is a factor that increases the calibration error.
[0005]
As a result of such a calibration error, the actual distance measurement allowable error is generally within 0.1 mm, whereas the actual measurement error may exceed 0.2 mm. The reliability of the measurement was reduced. Therefore, due to the calibration error of the pixel size of this image, it is impossible to measure the blood vessel diameter with high accuracy, which hinders the selection of the diameter of the balloon or stent to be passed through the stenosis portion of the blood vessel. Accordingly, the selection of the diameter of the balloon or stent relies on the surgeon's eyesight and experience, which has been a heavy burden on the surgeon performing the procedure for cardiovascular and cerebrovascular stenosis.
The present invention has been made in order to solve the problem of the process of measuring the actual measurement value by measuring the distance of the site of interest such as the diameter of the blood vessel on the image and enabling the calibration of the pixel size with higher accuracy. It is.
[0006]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above-mentioned problem, the invention according to claim 1 is a bed top plate on which a subject is placed, a radiation source disposed so as to face the bed top plate, and two-dimensional radiation detection. In a radiographic imaging apparatus comprising a device and a supporter that supports the radiation source and the two-dimensional radiation detector. Or position Imaging means for obtaining at least two radiographic images from, direction information detecting means for detecting each direction information when the radiographing means is used, and at least two radiographic images obtained by the imaging means, respectively. Based on a part designating unit for designating the same site of interest, a positional coordinate shift amount between the same site of interest designated for each radiographic image by the site designating unit, and each direction information detected by the direction information detecting unit And a means for obtaining a pixel size of the image, and the obtained pixel size is used for measurement on a monitor on which the radiation image is displayed.
[0009]
The invention according to claim 8 is a first step of obtaining image data of at least two frames from different positions or directions for the same subject, and two frames obtained by the first step. The second step of displaying an image and the same attention site drawn for each image displayed in the second step Respectively A third step of designating, a fourth step of recording the coordinates of the same site of interest in the two-frame image designated by the third step, and the same site of interest recorded by the fourth step The fifth step of calculating the distance between the same sites of interest from the coordinates of the same, and the first step, the position or direction of the subject to be changed in order to obtain different image data Attention site is On each image From the sixth step for obtaining the amount of movement that has been moved, and the seventh step for obtaining the pixel size of the image from the value obtained in the sixth step and the value obtained in the fifth step It is characterized by comprising.
According to the ninth aspect of the present invention, there is provided image acquisition means for obtaining an image of a subject from a desired position or direction, image display means for displaying an image obtained by the image acquisition means, and display by the image display means. 9. A distance measuring means for measuring a distance between two desired points on the obtained image, and a pixel size on the image obtained by the method according to claim 8 to a distance between the two points measured by the distance measuring means. And an arithmetic means for multiplying by.
[0010]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, various embodiments of the present invention will be described in detail with reference to FIGS. In these drawings, the same portions are denoted by the same reference numerals.
First, a first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
FIG. 1 shows a system block diagram of a main part of a radiographic imaging apparatus (for example, an X-ray imaging apparatus) that implements the present invention. As shown in FIG. 1, an X-ray imaging apparatus that captures a two-dimensional X-ray image of a subject P is rotatably supported by a support 11 installed on a floor, for example, and X-ray tubes are provided at both ends. 12 and a two-dimensional X-ray detector 13 are mounted so as to oppose each other, and the imaging apparatus 10 includes a support arm 14 bent in, for example, a C shape. The X-ray tube 12 irradiates X-rays with a high voltage applied from the high-voltage generator 15, and the X-ray irradiation conditions are controlled by the X-ray controller 16, and the two-dimensional X-ray detector 13. In general, a television camera 17 that captures an image of the output phosphor screen of the two-dimensional X-ray detector 13 is combined. The imaging apparatus 10 is normally used in combination with a bed 20, and the bed 20 includes a bed top 21 on which the subject P is placed.
[0011]
In addition, the X-ray imaging apparatus receives a signal from the TV camera 17 and appropriately performs image processing, or controls the entire X-ray imaging apparatus, and the system controller 30 via the system controller 30 A display 40 for displaying an X-ray image taken by the television camera 17 is provided. The system controller 30 includes an A / D converter 31 that converts a video signal from the TV camera 17 into a digital signal, and an image memory 32 that stores a digitized image signal. The memory 32 is connected to the CPU 34 via the control bus 33. The control bus 33 is connected to a support memory interface 36 for transmitting and receiving signals between the support device 11 and the system controller 30, a user device interface 37, and the like, in addition to the system memory 35. An input device 38 having a keyboard 38a, a mouse 38b as a pointing device, and the like is connected to the system controller 30 via the user device interface 37.
Now, the support device 11 usually moves the support arm 14 in an arc along the direction of the arrow 14a (that is, the opposing X-ray tube 12 and the two-dimensional X-ray detector 13 are moved with respect to the bed top plate 21). The support arm 14 can be rotated about the axis supporting the support arm 14, and the support device 11 can be moved back and forth in the direction of the bed 20. Sometimes it is. The couch top 21 can also be moved in the body axis direction of the subject P and in a direction horizontal to the body axis with the subject placed thereon. However, in the present embodiment, as indicated by an arrow 14a in FIG. 1, only the support arm 14 can be moved in an arc along its longitudinal direction, and the amount of movement can be expressed by an inclination angle. Therefore, the support unit 11 has a function of detecting the movement amount of the support arm 14, that is, the tilt angle, and information on the tilt angle is supplied from the support unit 11 to the system controller 30.
[0012]
Next, the operation of the X-ray imaging apparatus configured as described above will be described.
Since the X-ray tube 12 and the two-dimensional X-ray detector 13 are attached to the support arm 14 so as to face each other with the subject P interposed therebetween, when the X-ray is irradiated from the X-ray tube 12, the subject The X-ray transmitted through P is converted into light by the two-dimensional X-ray detector 13, and this is converted into a video signal by the television camera 17. The video signal from the television camera 17 is A / D converted by the A / D converter 31 and stored in the image memory 32 in units of frames. At the same time, information on the tilt angle of the support arm 14 is taken in via the support interface 36 in synchronization with the collection of each frame image and stored in a table that associates each frame with the tilt angle in the system memory 35. .
In the case of moving image shooting, images are continuously collected and stored in the image memory 32 as images of a plurality of frames. These moving images or still images stored in the image memory 32 can be displayed on the display device 40 and observed. Further, using the keyboard 38a, the mouse 38b, or the like, with respect to the image displayed on the display device 40, the moving image display speed is changed, one frame of the moving image is displayed as a still image, or pointing is performed on the image. be able to.
[0013]
Therefore, when performing dilatation of a stenosis part of a blood vessel, it is necessary to measure the blood vessel diameter of the stenosis part by taking a moving picture of a blood flow situation or the like with the X-ray imaging apparatus. The process will be described along the flowchart of FIG. 2 with reference to FIG. 3 for explaining the concept of the present embodiment.
First, as step 11, X-ray moving image capturing is continuously performed at a preset collection rate while injecting a contrast medium into the blood vessel and tilting the support arm 14 at a constant speed, thereby collecting image data. The collection of the image data means that the captured X-ray image data is A / D converted by the A / D converter 31 and stored in the image memory 32 in units of frames, and at the same time, the inclination of the support arm 14 is tilted. It is assumed that the angle information is taken in via the supporter interface 36 and stored in a table that associates each frame of the system memory 35 with the inclination angle. This table is referred to as a frame / tilt angle correspondence table.
[0014]
Next, in step 12, the collected image is displayed on the display device 40, and while observing the image, the keyboard 38a and the mouse 38b are operated to select a desired one-frame image and display it as a still image. In step 13, a point on the target image (for example, a stenotic blood vessel) whose blood vessel diameter is desired to be measured is pointed with a one-point mouse 38b or the like on the selected image. If this pointing position is A, its coordinates are A (x _A , Y _A ). The inclination angle θ of the support arm 14 when an image of this frame is obtained _A Can be known from the frame / tilt angle correspondence table for associating each frame with the tilt angle in the system memory 35 (step 14).
The contents of this frame / tilt angle correspondence table are shown in Table 1, for example.
[0015]
[Table 1]

[0016]
Further, as step 15, another frame image different from the previous step 12 is selected and a still image is displayed on the display 40. In step 16, the same point (attention site) as pointed in step 13 is pointed with a one-point mouse 38 b or the like on the new image. If this pointing position is A ′, its coordinates are A ′ (x _{A '} , Y _{A '} ). The inclination angle θ of the support arm 14 when an image of this frame is obtained _{A '} Can be known from the table that associates each frame of the system memory 35 with the inclination angle in the same manner as in step 14 (step 17).
Here, the meaning of performing pointing on two images taken by tilting the support arm 14 in order to measure the actual diameter of the region of interest on the image will be described with reference to FIG.
That is, the image selected in step 12 is taken with the X-ray tube 12 and the two-dimensional X-ray detector 13 in an oblique direction with respect to the subject P, as shown in FIG. Assume that an image is displayed on the display 40. It is assumed that the point A of the image displayed on the display 40 is pointed. On the other hand, the images selected in step 15 are in a state in which they are in a direction facing the subject P in the vertical direction as shown as an X-ray tube 12 ′ and a two-dimensional X-ray detector 13 ′ in FIG. It is assumed that the image is taken and the image is displayed on the display 40 '. It is assumed that the point A ′ of the image displayed on the display 40 ′ is pointing. The difference in tilt angle of the support arm 14 when two images are taken is θ.
[0017]
Here, if the region of interest B is at the center of rotation C when the support arm 14 is tilted (this is called the isocenter of the support arm 14), two images taken at different imaging angles are taken. In comparison, the attention site B should be displayed at the same position in the two images. However, since the target region B is usually at a position shifted from the isocenter C as shown in the figure, when two images are captured at different imaging angles, the display position of the target region B is on the two images. Will be different. That is, even if the pointing points A and A ′ are the same point on the image, their coordinates are shifted. This is because if the pointing point A of the target region displayed on the display unit 40 ′ is displayed on the display unit 40 ′ with respect to the pointing point A ′ of the target region displayed on the display unit 40 ′ (A )
The pixel size of the image can be calculated using this display shift. Next, the coordinates of the pointing points of the two images and the inclination angle of the support arm 14 when each image is taken, that is, A (x _A , Y _A ), Θ _A And A '(x _{A '} , Y _{A '} ), Θ _{A '} A method for calculating the pixel size will be described.
[0018]
Here, as shown in FIG.
The distance from the X-ray tube 12 to the two-dimensional X-ray detector 13 is SID (mm),
The distance from the X-ray tube 12 to the isocenter C is I (mm),
And
The known pixel size on the surface of the two-dimensional X-ray detector 13 is D (mm / pixel), and the coordinates of the pointing points of the two images, that is, the coordinates A (x _A , Y _A ) And coordinates A ′ (x _{A '} , Y _{A '} ) Is 1 (pixel), the distance 1 (pixel) between each of the pointing points AA ′ is expressed by equation (1).
[0019]
[Expression 1]

[0020]
Further, assuming that the imaging angle difference between the two images, that is, the difference in the inclination angle of the support arm 14 is θ degrees, the angle difference θ is expressed by equation (2).
[0021]
[Expression 2]

[0022]
Here, if the pixel size of the image is p (mm / pixel), the pixel size p of the image is as shown in equation (3). Thereby, the pixel size of the image in which the target blood vessel is displayed can be calibrated.
[0023]
[Equation 3]

[0024]
Based on these facts, the process of measuring the blood vessel diameter at the stenotic site will be described with reference to the flowchart of FIG.
That is, as step 18, the coordinates A (x _A , Y _A ) And coordinates A ′ (x _{A '} , Y _{A '} ) And the inclination angle θ of the support arm 14 _A And tilt angle θ _{A '} Is obtained by calculating the angle θ of the difference. In step 19, the pixel size p of the image is obtained by calculating equation (3) from the result of step 18. Next, the process proceeds to step 20, and a desired X-ray image is displayed on the display 40. As step 21, for example, as shown in FIG. Point both walls like E, E '. The coordinates of these pointing points E and E ′ are respectively expressed as E (x _E , Y _E ), E '(x _{E '} , Y _{E '} ), The distance L (pixel) between EE ′ is obtained from the equation (4) (step 22). This represents the diameter of the narrowed portion of the blood vessel B as a known pixel length on the surface of the two-dimensional X-ray detector 13.
[0025]
[Expression 4]

[0026]
Therefore, as shown in the equation (5), in step 23, the value of the pixel size p (mm / pixel) of the image is multiplied by the diameter L (pixel) of the stenosis portion of the blood vessel B obtained with a known pixel length. Thus, the actual diameter X (mm) of the narrowed portion is obtained.
X = p · L (5)
[0027]
As described above, according to the present invention, since the pixel size of the image is obtained using the target region itself on the image, the calibration object (for example, the catheter) and the target region are the same in the depth direction. It is no longer necessary to consider errors due to the assumption of In the present invention, the measurement error of the imaging angle and the pointing error of the target part affect the error of the actual diameter measurement. However, the imaging angle measurement error ± 1 degree and the pointing error 1 pixel may be included in the influence. According to the method of the present invention, it is possible to keep the actual measurement allowable error within 0.1 mm. Further, since the region of interest on the image itself is used for the calibration of the pixel size of the image, the calibrated pixel size includes image distortion such as I.D. I. There is no influence of distortion due to, and more accurate distance measurement (diameter measurement) can be achieved.
[0028]
Next, a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. Here, in FIGS. 5 to 7, the same parts as those in FIGS. 1 to 3 are denoted by the same reference numerals, and description thereof is omitted.
FIG. 5 is a system block diagram of the main part of the X-ray imaging apparatus shown for explaining the present embodiment. A top panel controller 22 is additionally provided for the system block diagram shown in FIG. In place of the support unit interface 36, a couchtop interface 36a is provided. Other configurations are the same as those shown in FIG.
In the second embodiment shown in FIG. 5, a plurality of images are taken by placing the support arm 14 in a fixed state and moving the position of the couch top 21 on which the subject P is placed in the horizontal direction. However, the pixel size of the image is obtained by using two of the images. Therefore, the couch 20 is provided with a couch controller 22, and the couch couchtop 21 is moved in the horizontal direction, and the position coordinate information of the couch couchtop 21 is transmitted. Here, for convenience, the case where the position of the bed top 21 is moved in the direction of the arrow 21a (that is, the body axis direction of the subject P) to capture a plurality of images will be described. The same applies to a case where a plurality of images are photographed by moving in the two-dimensional direction.
Then, the position coordinate information of the couch top 21 from the couch controller 22 is taken in via the couch top interface 36 a provided in the system controller 30, and stored in the system memory 35 via the control bus 33. It is stored in a table that associates each frame with the position coordinates of the bed top. The contents of this table are as shown in Table 2, for example, and this table is referred to as a frame / top position correspondence table.
[0029]
[Table 2]

[0030]
Here, in the second embodiment, a process when measuring the blood vessel diameter of the stenosis site will be described along the flowchart of FIG. 6 with reference to the explanatory diagram of FIG.
First, in step 31, the user continuously performs X-ray video imaging at a preset collection rate while injecting a contrast medium into the blood vessel and moving the bed top 21 at a constant speed. Collect blood vessel) image data. That is, the X-ray image data that has been photographed is A / D converted by the A / D converter 31 and stored in the image memory 32 in units of frames, and information on the position of the bed top 21 at the time of photographing is stored The data is taken in via the top board interface 36 a and stored in each frame / top board position correspondence table of the system memory 35.
Next, in step 32, as in the first embodiment, the collected image is displayed on the display 40, and a desired one-frame image is selected from the displayed image and displayed as a still image. Then, a point where it is easy to make a mark on the site of interest where the blood vessel diameter is to be measured is pointed at one point (step 33). Let this pointed position be A (see FIG. 7), and its coordinates A (x _A , Y _A ) At the same time, the position coordinates of the couchtop 21 when this frame image is obtained are recognized on the frame / top position correspondence table of the system memory 35, _A (x _TA , Y _TA , Z _TA (Step 34).
[0031]
Further, as step 35, another frame image different from the previous step 32 is selected and displayed on the display 40 as a still image. Then, as step 36, one point is pointed on the same portion (target region) as pointed at step 33 on the new image. Let this pointed position be A ′, and its coordinates A ′ (x _{A '} , Y _{A '} ) And the position coordinate T of the couchtop 21 ′ when the image of this frame is obtained. _{A '} (x _{TA '} , Y _{TA '} , Z _{TA '} ) Is recognized on the frame / top position correspondence table in the system memory 35 as in step 34 (step 37).
Here, since the two images were taken by changing the horizontal position of the bed top 21 while the X-ray tube 12 and the two-dimensional X-ray detector 13 were fixed, the region of interest on the two images The display position of B should be different. An explanatory diagram for explaining the situation is shown in FIG. In other words, with the first image as a reference, if the bed top 21 is moved in the horizontal direction by the dimension F like the bed top 21 ′, the position of the subject P is Thus, the image of the position of the subject P ′ is taken, and the site of interest B has moved to the position of B ′. Therefore, even if the same region of interest is pointed on each image, an interval l as shown in FIG. 7 exists between the pointing point A of the first image and the pointing point A ′ of the second image. Arise. In other words, even if the pointing points A and A ′ are the same point on the image, their coordinates are shifted.
[0032]
In the present embodiment, this is used to calculate the pixel size of the image on which the blood vessel of interest is displayed and to obtain the actual diameter of the blood vessel of interest. Next, the method will be described. .
Here, the coordinates of the pointing points AA ′ of the two images, that is, the coordinates A (x _A , Y _A ) And coordinates A ′ (x _{A '} , Y _{A '} ) Is 1 (pixel), the distance 1 between each of the pointing points AA ′ is expressed by equation (1) as in the first embodiment.
[0033]
[Equation 5]

[0034]
Further, the movement distance F (mm) of the bed top 21 between the two images is z if the bed top 21 does not move in the Z direction. _TA = Z _{TA '} So coordinate T _A (x _TA , Y _TA ) And coordinates T _{A '} (x _{TA '} , Y _{TA '} ) Is expressed by equation (6).
[0035]
[Formula 6]

[0036]
Here, the distance between the pointing points AA ′ is obtained by expanding the moving distance F of the couch top 21 based on the geometric enlargement ratio of the imaging apparatus 10 with respect to the subject P. Therefore, if the ratio of the distance l (pixel) between AA ′ in the two images and the movement distance F (mm) of the bed top plate 21 is taken, the pixel size p (mm) of the image as shown in the equation (7) / Pixel) is obtained.
p = F / l (7)
[0037]
Therefore, the pixel size p (mm / pixel) of the image is obtained by calculating Expressions (1) and (6) as Step 38 and calculating Expression (7) as Step 39. After that, the pointing method and calculation method for obtaining the blood vessel diameter of the region of interest B are as in step 40 to step 43, which is the same as step 20 to step 23 in the first embodiment. The description is omitted.
Thus, also in this embodiment, there are the same effects as in the first embodiment. Further, in the present embodiment, the measurement error of the couch top plate position and the pointing error of the target part affect the error of the actual diameter measurement, but the couch top plate position measurement error ± 1 mm and the pointing error 1 pixel are included However, it is possible to keep the actual measurement allowable error within 0.1 mm.
[0038]
Next, a third embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
8 is an explanatory diagram for explaining the concept of the present embodiment, FIG. 9 is a flowchart for explaining the operation process, and the system block diagram of the present embodiment is the same as FIG. Further, in FIG. 8, the same parts as those in FIGS. 1 to 7 are denoted by the same reference numerals, and description thereof is omitted.
In the third embodiment, the support device 11 supporting the support arm 14 is placed on the bed 20 with the angle of the support arm 14 and the position of the bed top 21 on which the subject P is placed fixed. In contrast, a plurality of images are photographed by moving in a direction approaching or moving away from each other, and the pixel size of the image is obtained using two of the images. Therefore, the supporter 11 is provided with a movement controller (not shown) for moving the supporter 11 itself in a direction approaching or moving away from the bed 20 and transmitting position information of the supporter 11. Therefore, as a way of thinking, it may be considered that the supporter 11 is moved instead of the movement of the bed top plate 21 in the second embodiment.
The positional information transmitted in accordance with the movement of the support device 11 is taken in through the support device interface 36 provided in the system controller 30 and supported by each frame of the system memory 35 through the control bus 33. It is stored in a table that associates with the position coordinates of the vessel. The contents of this table are as shown in Table 3, for example, and this table is referred to as a frame / supporter position correspondence table.
[0039]
[Table 3]

[0040]
Here, as a step 51, the user continuously performs X-ray video imaging at a preset collection rate while injecting a contrast medium into the blood vessel and moving the support device 11 toward the bed 20 at a constant speed. Collect image data of the region of interest (stenotic blood vessel). In other words, the captured X-ray image data is A / D converted by the A / D converter 31 and stored in the image memory 32 in units of frames, and information on the position of the support 11 at the time of imaging is used for the support. The data is taken in via the interface 36 and stored in each frame / supporter position correspondence table in the system memory 35.
Next, in step 52, as in the first and second embodiments, the collected image is displayed on the display 40, and a desired one-frame image is selected from the displayed images and displayed as a still image. On the image, a point that is easy to be a mark on the site of interest whose blood vessel diameter is to be measured is pointed at one point (step 53). Next, in step 54, the pointed position is A, and its coordinates A (x _A , Y _A ) And the position coordinates of the support 11 when the image of this frame is obtained is recognized on the frame / support position correspondence table in the system memory 35, _A (x _TA , Y _TA , Z _TA ).
[0041]
Further, as step 55, another frame image different from the previous step 52 is selected and displayed on the display 40 as a still image. Then, as step 56, one point is pointed on the same portion (target region) as pointed at step 53 on the new image. Let this pointed position be A ′, and its coordinates A ′ (x _{A '} , Y _{A '} ) And the position coordinate T of the support 11 when this frame image is obtained. _{A '} (x _{TA '} , Y _{TA '} , Z _{TA '} ) Is recognized on the frame / support position correspondence table in the system memory 35 in the same manner as in step 54. (Step 57).
Here, in the two images, the position of the support 11 is changed while the position of the bed top 21 is fixed (that is, the X-ray tube 12 and the two-dimensional X-ray detector 13 are moved in parallel). Since the subject P is photographed, the display position of the target region B should be different on the two images. An explanatory diagram for explaining the situation is shown in FIG. That is, the position of the X-ray tube 12 and the two-dimensional X-ray detector 13 when the subject P is imaged at a certain position of the support 11 and the display 40 are indicated by solid lines. The pointing point of the site of interest is A. Then, by moving the support 11 toward the bed 20 by a distance F, the positions of the X-ray tube 12 ′ and the two-dimensional X-ray detector 13 ′ when the subject P is imaged and the display 40 ′ are dotted lines. The point A displayed on the display 40 is shifted to (A) by the movement amount F of the support 11 on the display 40 ′. The pointing point of the target region on the display 40 'is A'. Between the two images, only AA ', that is, (A) -A when viewed on the display 40'. An image of the subject P whose position is shifted by 'is obtained.
[0042]
Therefore, even if the same region of interest is pointed on each image, an interval l as shown in FIG. 8 exists between the pointing point A of the first image and the pointing point A ′ of the second image. As a result, even if the pointing points A and A ′ are the same point on the image, it is understood that the coordinates are shifted.
In the present embodiment, this is used to calculate the pixel size of the image on which the blood vessel of interest is displayed, and to obtain the actual diameter of the blood vessel of interest. As in the case of the embodiment, in step 58, the coordinates of the pointing points of the two images, the coordinates A (x _A , Y _A ) And coordinates A ′ (x _{A '} , Y _{A '} ) Is obtained, and the movement distance F (mm) of the support 11 between the two images is obtained by the equation (6). Here, the supporter 11 is assumed to move in the horizontal direction. Therefore, z _TA = Z _{TA '} And the coordinates T _A (x _TA , Y _TA ) And coordinates T _{A '} (x _{TA '} , Y _{TA '} It can be seen that the equation (6) may be calculated as the distance between.
[0043]
Here, the distance between the pointing points AA ′ is obtained by expanding the moving distance F of the couch top 21 based on the geometric enlargement ratio of the imaging apparatus 10 with respect to the subject P. Therefore, if the ratio between the distance l (pixel) between AA ′ between the two images and the moving distance F (mm) of the support 11 is taken as step 59, the pixel of the image is expressed as in equation (7). The size p (mm / pixel) is obtained.
After that, the pointing method and the calculation method for obtaining the blood vessel diameter of the site of interest B are as shown in step 60 to step 63. This is from step 20 in the first (or second) embodiment. Since it is the same as step 23 (step 40 to step 43), its description is omitted.
Thus, also in this embodiment, the same effects as those of the first and second embodiments can be obtained. Further, in the present embodiment, the position measurement error of the support device 11 and the pointing error of the target region affect the error of the actual diameter measurement, but include the support device position measurement error ± 1 mm and the pointing error 1 pixel. Also, it is possible to keep the actual measurement tolerance within 0.1 mm.
[0044]
Next, a fourth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. Note that the system block diagram of the present embodiment is the same as FIG. FIG. 10 is an explanatory diagram for explaining the concept of the present embodiment, and FIG. 11 is a flowchart for explaining the operation process. In these drawings, the same parts as those in FIGS. 1 to 9 are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted.
In the fourth embodiment, an X-ray tube 12 </ b> A for stereo imaging is used as the X-ray tube 12. The stereo X-ray tube 12A has two X-ray focal points 12A1 and 12A2 at a predetermined interval inside the tube, and X-rays are alternately emitted from the two X-ray focal points 12A1 and 12A2. What performs X-ray imaging is called stereo imaging. Then, an image obtained by irradiating X-rays from the first X-ray focal point 12A1 is a left image, and an image obtained by irradiating X-rays from the second X-ray focal point 12A2 is a right image. When two images are observed at the same time, a three-dimensional image can be observed by parallax.
[0045]
Therefore, in the fourth embodiment of the present invention, the X-ray irradiation direction is slightly different depending on the two X-ray focal points 12A1 and 12A2 without moving the supporter 11, the support arm 14, the bed top plate 21 and the like. By obtaining two images, the two images are used to determine the pixel size of the image. Therefore, as a way of thinking, the support 11 in the third embodiment may be regarded as moving the distance S between the two X-ray focal points. In this case, the distance S between the two X-ray focal points is Known.
Accordingly, in step 71, the user performs stereo X-ray video shooting at a preset collection rate while injecting a contrast medium into the blood vessel with the support 11 and the couchtop 21 fixed, and pays attention to a stenotic blood vessel and the like. Collect site image data. The images collected here are converted into digitized signals by the A / D converter 31 and then stored in the image memory 32 as a pair of the left image and the right image.
Next, in step 72, a set of stereo images is selected from the collected stereo X-ray moving images, and the left side image thereof is displayed on the display 40, and the blood vessel diameter is displayed on the left side image on the image. A point where it is easy to make a mark on the target region to be measured is pointed at one point (step 73). In step 74, the pointed position of the left image is A, and its coordinates A (x _A , Y _A ) Subsequently, in step 75, the right image of the set of stereo images selected previously is displayed on the display 40 as a still image. With respect to the right side image, a point of interest similar to the left side image is pointed on the image (step 76). In step 77, the pointed position of the right side image is set as A ', and its coordinates A' (x _{A '} , Y _{A '} )
[0046]
Here, on the two images of the left side image and the right side image captured using the stereo X-ray tube 12A having different focal positions, the display positions A and A ′ of the attention site B are coordinated. It will shift. In this embodiment, since this is used to calculate the pixel size of the image, the method will be described with reference to FIG.
That is, assuming that the distance between AA ′ is l (pixel), this distance l (pixel) is obtained from the equation (1) as in the first to third embodiments. (1) The equation is calculated. If the known pixel size on the surface of the two-dimensional X-ray detector 13 is D (mm / pixel) and the distance between the focal points of the stereo X-ray tube 12A is S (mm), the pixel size p ( mm / pixel) is as shown in equation (8). Therefore, in step 79, equation (8) is calculated.
[0047]
[Expression 7]

[0048]
The subsequent pointing method and calculation method for obtaining the blood vessel diameter of the site of interest B are as shown in steps 80 to 83, which are the same as steps 20 to 23 (or 23) in each of the above-described embodiments. Since it is the same as step 40 to step 43 or step 60 to step 63), its description is omitted.
Thus, also in this embodiment, the same effects as those of the first, second, and third embodiments can be obtained. Further, in this embodiment, the pointing error of the target region affects the error of the actual diameter measurement. However, even if the pointing error 1 pixel is included in the influence, it is possible to keep the actual measurement allowable error within 0.1 mm. .
[0049]
Next, a fifth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. In these drawings, the same parts as those in FIGS. 1 to 11 are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted.
In the fifth embodiment, the pixel size p of the image is obtained based on the two images obtained by photographing the same region of interest as described in the first to fourth embodiments, or 2 depending on the pixel size. In the measurement of the distance between points, the accuracy is to be improved. Therefore, in addition to information such as the inclination angle of the support arm 14 or the position of the top plate 21 or the position of the support 11 that is collected at the time of imaging, information on the electrocardiographic phase of the subject is also captured, and the pixel size is set. In selecting two images to be obtained, images having the same or substantially the same electrocardiographic phase of the subject are selected. As is well known, the electrocardiogram waveform usually shows a periodic change as shown in FIG. 13 accompanying the pulsation of the heart. , Q, R, S, and T are given names.
[0050]
Therefore, the case where the fifth embodiment is applied to the X-ray imaging apparatus described as the first embodiment with reference to FIGS. 1 to 4 will be described first.
FIG. 12 is a system block diagram of a main part of the X-ray imaging apparatus shown for explaining the present embodiment. For example, an electrocardiograph is compared with the system block diagrams shown in FIGS. Such an electrocardiographic phase measuring device 51, an electrocardiographic phase measuring electrode 52 attached to the subject P, and an electrocardiographic phase measuring device interface 53 are additionally provided. Other configurations are the same as those shown in FIGS.
Now, the images of each frame photographed by the photographing apparatus 10 are stored in the image memory 32, and the information on the tilt angle of the support arm 14 is obtained in synchronism with the collection of the images of each frame. Are stored in a table that associates inclination angles with each other. At the same time, the electrocardiographic phase when the image of each frame is collected is measured by the electrocardiographic phase measuring device 51, and information on this electrocardiographic phase is taken in via the electrocardiographic phase measuring device interface 53, and the previous system memory 35 is stored in a table for associating each frame on 35 with an inclination angle. The contents of this table are as shown in Table 4, for example, and this table is referred to as a frame / tilt angle / cardiac potential phase correspondence table.
[0051]
[Table 4]

[0052]
The table in Table 4 is obtained by adding information on the electrocardiographic phase to the table shown in Table 1.
Next, in this embodiment, a process for obtaining the actual diameter of the target blood vessel B will be described with reference to the flowchart shown in FIG. Since this embodiment is applied to the first embodiment, FIG. 14 is similar to the flowchart of FIG.
Now, in this embodiment, as step 111, it is set in advance while tilting the support arm 14 at a constant speed while taking in the electrocardiographic phase θ ′ of the subject P and injecting a contrast agent into the blood vessel. X-ray moving image capturing is continuously performed at the collected rate, and image data is collected. Next, as Step 112 and Step 113, a desired one-frame image is selected and displayed as a still image, and the point of interest is pointed at one point (point A). This operation is the same as Step 12 and Step 13 in the first embodiment.
[0053]
Next, in step 114, the coordinates of point A and the electrocardiographic phase θ ′ when the image of this frame is obtained. _A And the inclination angle θ of the support arm 14 _A Is recognized from the frame / tilt angle / cardiac potential phase correspondence table for associating each frame of the system memory 35 with the tilt angle and the electrocardiographic phase. Then, the process proceeds to step 115, and another frame image different from the previous step 112 is selected and displayed as a still image. However, at this time, an image having the same or substantially the same phase as the electrocardiographic phase θ ′ of the image selected in step 112 is selected as another frame image. Whether the electrocardiographic phases are images of the same or substantially the same frame can be recognized from the frame / tilt angle / electrocardiographic phase correspondence table on the system memory 35.
In step 116, the point of interest A ′ is pointed to the image of the selected frame. Hereinafter, the method for obtaining the pixel size p of the image from step 117 to step 119 and the method for obtaining the actual diameter X of the stenotic blood vessel in steps 120 to 123 are described in steps 17 to step in the first embodiment. 23.
[0054]
As described above, according to the present embodiment, even when the target part is a cardiovascular, and the shape or position changes periodically with the heart beat, the pixel size of the image is highly accurate. p can be obtained. Therefore, distance measurement with high accuracy is possible, and the actual diameter X of the stenotic blood vessel can be obtained with high accuracy.
In addition, instead of selecting two images having the same or close electrocardiographic phase from images continuously captured while collecting information on the electrocardiographic phase, the first image is, for example, an electrocardiogram. The second image is also synchronized with the R wave of the electrocardiographic phase after changing the angle of the support arm and the position of the couch top. You may make it take a picture. In this way, it is possible to reliably obtain two images with different angles and positions in which the electrocardiographic phases are synchronized, and the effect of the fifth embodiment can be further enhanced.
In addition, even when two images with different electrocardiographic phases are used, the position of the blood vessel of one image is collected in the electrocardiographic phase of the other image by taking into account the amount of movement of the blood vessel due to the pulsation of the heart. If the correction is made to be similar to the above, the pixel size of the image can be obtained by the same method as described above.
[0055]
The present invention is not limited to the above-described embodiment, and can be implemented in various modes. For example, the two-dimensional X-ray detector 13 outputs a transmitted image of the subject P or the like obtained by weak X-ray irradiation as a bright optical image. I. However, instead of this, for example, a plurality of X-ray image detectors composed of a laminate in which a fluorescent plate and a semiconductor optical sensor are optically coupled are arranged in a matrix. May be.
Moreover, although the support device 11 was demonstrated as what is installed in a floor, this may be a thing of the type suspended from a ceiling, and the shape of the support arm 14 is not restricted to C shape, either Ω shape or U shape. Various shapes such as a shape may be used.
Furthermore, when obtaining a plurality of images, shooting is performed while changing the tilt angle of the support arm 14, shooting is performed while the position of the bed top plate 21 is moved, and further, the position of the support device 11 is moved. Explained that it was to shoot. However, these do not necessarily mean that images are taken while continuously rotating or moving.
That is, it is sufficient that at least two images are obtained from different directions such as an angle or a position with respect to the target region. Needless to say, it is possible to shoot still images.
[0056]
【The invention's effect】
As described in detail above, according to the present invention, I.I. I. The influence of distortion can be eliminated, and the pixel size of the image can be obtained with high accuracy, whereby the distance between two points on the image can be measured with high accuracy. Therefore, in a technique for expanding a stenotic blood vessel, it is possible to select a balloon or a stent of an appropriate size, and it is possible to contribute to the performance of a safe and reliable technique.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a system block diagram showing a main part of an X-ray imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a flowchart illustrating a process according to the first embodiment of this invention.
FIG. 3 is an explanatory diagram for explaining the concept of the first embodiment of the present invention;
FIG. 4 is an explanatory diagram for explaining a case where the diameter of a stenosis portion of a blood vessel is measured.
FIG. 5 is a system block diagram showing a main part of an X-ray imaging apparatus according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a flowchart illustrating a process according to the second embodiment.
FIG. 7 is an explanatory diagram for explaining the concept of the second embodiment;
FIG. 8 is an explanatory diagram for explaining the concept of the third embodiment;
FIG. 9 is a flowchart for explaining a process according to the third embodiment;
FIG. 10 is an explanatory diagram for explaining the concept of the fourth embodiment;
FIG. 11 is a flowchart illustrating a process according to the fourth embodiment.
FIG. 12 is a system block diagram showing a main part of an X-ray imaging apparatus according to a fifth embodiment of the present invention.
FIG. 13 is an explanatory diagram of an electrocardiographic phase.
FIG. 14 is a flowchart for explaining a process of the fifth embodiment;
FIG. 15 is a flowchart illustrating a conventional blood vessel diameter measurement process.
[Explanation of symbols]
10 Shooting device
11 Supporter
12 X-ray tube
13 Two-dimensional X-ray detector
14 Support arm
20 sleeper
21 Sleeper top plate
30 System controller
32 Image memory
33 Control bus
34 CPU
35 System memory
38 Input device
40 indicator

Claims

A bed top plate on which the subject is placed, a radiation source and a two-dimensional radiation detector arranged so as to face each other with the bed top plate interposed therebetween, and a supporter that supports the radiation source and the two-dimensional radiation detector In a radiographic imaging device comprising:
Imaging means for obtaining at least two radiation images from different directions or positions with respect to the subject;
Direction information detecting means for detecting each direction information when imaged by the imaging means;
Site designation means for designating the same site of interest for at least two radiographic images obtained by the imaging means;
Means for determining the pixel size of the image based on the positional coordinate shift amount between the same target parts designated for each radiation image by the part designation means and each direction information detected by the direction information detection means;
A radiographic imaging apparatus characterized in that the obtained pixel size is used for measurement on a monitor on which a radiographic image is displayed.

The said imaging | photography means changes the inclination angle of the said radiation source and the two-dimensional radiation detector currently supported by the said support body with respect to the said test object which fixed the position. Radiation imaging device.

The imaging means is different from the subject by moving the bed top plate in a horizontal direction in a state where the radiation source and the two-dimensional radiation detector supported by the support are fixed . The radiographic image capturing apparatus according to claim 1, wherein at least two radiographic images are obtained from the position .

The imaging means, to the subject in a state of fixing the position of the bed top plate, by moving the supporting device in a horizontal direction, at least two from each other different positions relative to the subject The radiographic image capturing apparatus according to claim 1, wherein a radiographic image is obtained .

The radiographic image capturing apparatus according to claim 1, wherein the imaging unit obtains a stereo radiographic image.

Having electrocardiographic phase detection means for detecting the electrocardiographic phase of the subject;
6. The two radiographic images or the stereo radiographic images obtained by the imaging unit are at substantially the same phase detected by the electrocardiographic phase detection unit. The radiographic imaging apparatus of Claim 1.

Having electrocardiographic phase detection means for detecting the electrocardiographic phase of the subject;
The two radiographic images or the stereo radiographic images are collected in an arbitrary electrocardiographic phase by the imaging means, and the blood vessel position of one radiographic image or stereoradial image is collected, and the other radiographic image or stereo radiographic image is obtained. 6. The radiographic image capturing apparatus according to claim 1, wherein correction is performed so as to coincide with a blood vessel position in the electrocardiographic phase at the time of collection.

A first step of obtaining image data of at least two frames from different positions or directions for the same subject;
A second step of displaying a two-frame image obtained by the first step;
For this second respective images displayed by step, a third step of specifying the same target site being rendered respectively,
A fourth step of recording the coordinates of the same region of interest in the two-frame image designated by the third step;
A fifth step of calculating a distance between the same sites of interest from the coordinates of the same sites of interest recorded in the fourth step;
The sixth step is to obtain a movement amount by which the same region of interest of the subject has moved on each image as the position or direction is changed in order to obtain different image data in the first step. And the process of
A method for obtaining a pixel size on an image, comprising a seventh step of obtaining a pixel size of the image from the value obtained in the sixth step and the value obtained in the fifth step.

Image acquisition means for obtaining an image of a subject from a desired position or direction;
Image display means for displaying an image obtained by the image acquisition means;
Distance measuring means for measuring a distance between two desired points on the image displayed by the image display means;
9. A distance measuring apparatus comprising: a calculating means for multiplying a distance between two points measured by the distance measuring means by a pixel size on an image obtained by the method according to claim 8.