JP6349278B2 - 放射線撮像装置、画像処理方法及びプログラム - Google Patents

Description

本発明は、放射線撮像装置（以下、最も一般的な例として、Ｘ線撮像装置と呼ぶ）、画像処理方法及びプログラムに係り、特に、撮像画像から得られる情報と、別装置にて撮像された画像を利用するための放射線撮像装置、放射線撮像装置における画像処理方法及びプログラムに関する。

従来より、Ｘ線源と２次元Ｘ線検出器を対向するように設置したＸ線撮像装置がある。また、支柱の両端にＸ線源と２次元Ｘ線検出器を対向するように設置したＸ線撮像装置がある。支柱の形状としてはＣ字形、Ｕ字形、コ字形などがあり、支柱を天井から吊るす形状や、支柱を床から支える形状や、支柱を床に立てた別の支柱に取り付ける形状などがある。また、ガントリ上にＸ線源と２次元Ｘ線検出器を対向するように設置したＸ線撮像装置がある。これらの装置において、Ｘ線源と２次元Ｘ線検出器と被検体を固定あるいは移動させながら、Ｘ線による被検体の静止画像や動画像を得ることが可能である。また、支柱あるいはガントリを移動させることにより、Ｘ線源と２次元Ｘ線検出器の対を被検体の周囲で回転させながらＸ線計測を行うことが可能である。あるいは、Ｘ線源と検出器を固定し、被検体を回転させながらＸ線計測を行うことが可能である。これらの回転計測により得られた一連の計測像に対して再構成演算処理を行い、再構成像を得るコーンビームＣＴ計測が可能である。

また、被検体にＸ線を照射するＸ線源と被検体を透過したＸ線を検出する検出器との対を被検体の周囲で回転させながら計測（回転計測）を行い、得られた一連の計測データに再構成演算処理を施して３次元画像を得るＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置がある。ＣＴ装置と前述のＸ線撮像装置との相違は、ＣＴ装置は、Ｘ線源と検出器が筺体の中に格納され、被検体の周囲を高速に回転可能な構造となっているため、撮像時間が短く高速に３次元画像を取得可能な点である。このＣＴ装置は、様々ながんを診断するために、広く用いられている。

一方、体内に器具を挿入し検査、治療を行う際に用いられる器具として、例えば気管支内の検査においては内視鏡、心臓のインターベンションにおいてはカテーテルなどがある。これら器具を気管支や血管内に挿入する際、Ｘ線撮像装置の透視Ｘ線画像が広く用いられている。透視Ｘ線画像は２次元画像であるものの、画像がリアルタイムに取得可能であることから、器具の位置や向きが確認可能である。これら器具の画像上での視認性を向上させるために、特許文献１には、Ｘ線撮像装置の画像と３次元画像を用いる方法が提案されている。

特開２００９−３９５２１号公報

また、肺がんの確定診断を行うために、気管支内視鏡を用いた生検による検査が広く行われている。この検査は、肺末梢部へ向けて、まず気管支内視鏡下でガイドシースと呼ばれる内腔を持つ筒状の処置具を挿入する。さらに気管支内視鏡が挿入出来ない肺末梢の気管支では、Ｘ線撮像装置の透視Ｘ線画像下でガイドシースを肺末梢病変部に誘導、留置し、このガイドシースの内腔に生検用の鉗子や細胞診用のブラシを挿入し、病変部へガイドして検体を採取する。

Ｘ線撮像装置下、特に透視Ｘ線画像を用いた生検において、前述した通り、生検鉗子や細胞診ブラシなどの処置具がリアルタイムで認識可能である。しかし、２次元の透視Ｘ線画像であることから、Ｘ線管と検出器（中心）を結ぶ軸を考えた場合、軸に垂直な方向での処置具の位置や向きの処置具の位置や向きは認識可能ではあるが、軸と平行な方向（以下、奥行き方向）では、投影方向となってしまうことから、処置具の位置を認識することは容易ではない。
また、透視Ｘ線画像を用いた生検において、病変部から検体を正確に採取するためには、患部と処置具の位置関係が正しく認識される必要がある。しかし、前述した通り、透視Ｘ線画像では、奥行き方向の位置を認識することは容易ではなく、仮に透視Ｘ線画像上で、病変部と処置具が重なって描出されていたとしても、必ずしも病変部に処置具が到達しているとは限らない。

さらに、透視Ｘ線画像は、Ｘ線が通過する体内物質の吸収量の違いを画像化しているため、一般的に、吸収量の高い骨等は、画像上に描出されやすく、吸収量が低い軟組織等は、画像上に描出されにくい。つまり透視Ｘ線画像では、骨等は高いコントラストを持つが、腫瘍等を含む軟組織は低いコントラストとなり識別が簡単ではないことが想定される。肺がんにおいてもすりガラス陰影（Ｇｒｏｕｎｄ Ｇｌａｓｓ Ｏｐａｃｉｔｙ：ＧＧＯ）と呼ばれる種類のがんは、透視Ｘ線画像上では認識が容易ではない。また、処置具を通す、血管や気管支も同様の理由により透視Ｘ線画像上での認識は容易ではない。
このように、透視Ｘ線画像上での軟組織等の視認性が比較的低いことが想定される点に対し、前述した特許文献１は、事前に撮像された３次元画像を用い、その３次元画像はカテーテル等の処置具を通す血管を造影した画像であり、それら画像と透視Ｘ線画像とを位置合せし、３次元画像から作成した投影画像を透視Ｘ線画像に重ね合わせることにより、処置具の視認性を向上させる手法を開示している。
しかし、このような手法では、事前に撮像された３次元画像を用いることにより、透視Ｘ線画像上での血管範囲やカテーテルの位置が明確になり、視認性が向上する可能性はあるものの、透視Ｘ線画像及び重ね合せ画像は２次元画像のため、奥行き方向の位置関係は明確にはならない場合が想定される。また、事前に撮像された３次元画像は、処置を行うためのＸ線撮像とは異なる装置、異なる時間に撮像された画像である。そのため、被験者の体動、特に肺は呼吸性の移動があるため、事前に撮像された３次元画像から作成された投影像と透視Ｘ線像では、位置ずれが生じる場合があるが、前述の手法ではそれらのずれに必ずしも対応出来ないことが想定される。

本発明は、以上の点に鑑み、２次元画像を用いて、特徴部位の３次元位置を３次元画像上に高精度に表示にすることを目的とする。

本発明の第１の解決手段によると、
放射線撮像装置であって、
測定源及び検出器により異なる角度で撮像された、処理対象の複数の２次元撮像画像の各々から、器具に予め定められた特徴部位を抽出する特徴部位抽出部と、
前記複数の２次元撮像画像の各々について、前記特徴部位の前記２次元撮像画像上の位置と、前記２次元撮像画像を撮影した前記測定源の位置及び前記検出器の位置から、前記特徴部位の３次元位置を算出する位置算出部と、
前記複数の２次元撮像画像の各々について、予め撮像された前記処理対象の３次元画像から、前記２次元撮像画像を撮像した前記測定源の位置及び前記検出器の位置により２次元の計算投影画像を計算する投影画像作成部と、
前記複数の２次元撮像画像の各々について、前記計算投影画像と前記２次元撮像画像とを位置合せする画像位置合せ部と、
前記画像位置合せ部が前記位置合せにより位置合せした後、前記２次元撮像画像と前記計算投影画像とを非剛体位置合せして、前記非剛体位置合せによる移動量を体動誤差ベクトルとして算出する体動移動量算出部と、
前記画像位置合せ部が、前記位置合せに従い、さらに、前記特徴部位を前記体動誤差ベクトルを用いて移動して前記３次元画像上に付加した表示画像を表示部に表示する及び／又は記憶部に記憶するための位置マッピング部と、
を備えた放射線撮像装置が提供される。

本発明の第２の解決手段によると、
放射線撮像装置における画像処理方法であって、
測定源及び検出器により異なる角度で撮像された、処理対象の複数の２次元撮像画像の各々から、器具に予め定められた特徴部位を抽出し、
前記複数の２次元撮像画像の各々について、前記特徴部位の前記２次元撮像画像上の位置と、前記２次元撮像画像を撮影した前記測定源の位置及び前記検出器の位置から、前記特徴部位の３次元位置を算出し、
前記複数の２次元撮像画像の各々について、予め撮像された前記処理対象の３次元画像から、前記２次元撮像画像を撮像した前記測定源の位置及び前記検出器の位置により２次元の計算投影画像を計算し、
前記複数の２次元撮像画像の各々について、前記計算投影画像と前記２次元撮像画像とを位置合せし、
前記位置合せにより位置合せした後、前記２次元撮像画像と前記計算投影画像とを非剛体位置合せして、前記非剛体位置合せによる移動量を体動誤差ベクトルとして算出し、
前記位置合せに従い、さらに、前記特徴部位を前記体動誤差ベクトルを用いて移動して前記３次元画像上に付加した表示画像を表示部に表示する及び／又は記憶部に記憶する
画像処理方法が提供される。

本発明の第３の解決手段によると、
画像処理プログラムであって、
処理部が、測定源及び検出器により異なる角度で撮像された、処理対象の複数の２次元撮像画像の各々から、器具に予め定められた特徴部位を抽出するステップと、
前記処理部が、前記複数の２次元撮像画像の各々について、前記特徴部位の前記２次元撮像画像上の位置と、前記２次元撮像画像を撮影した前記測定源の位置及び前記検出器の位置から、前記特徴部位の３次元位置を算出するステップと、
前記処理部が、前記複数の２次元撮像画像の各々について、予め撮像された前記処理対象の３次元画像から、前記２次元撮像画像を撮像した前記測定源の位置及び前記検出器の位置により２次元の計算投影画像を計算するステップと、
前記処理部が、前記複数の２次元撮像画像の各々について、前記計算投影画像と前記２次元撮像画像とを位置合せするステップと、
前記処理部が、前記位置合せにより位置合せした後、前記２次元撮像画像と前記計算投影画像とを非剛体位置合せして、前記非剛体位置合せによる移動量を体動誤差ベクトルとして算出するステップと、
前記位置合せに従い、さらに、前記特徴部位を前記体動誤差ベクトルを用いて移動して前記３次元画像上に付加した表示画像を表示部に表示する及び／又は記憶部に記憶するステップと
をコンピュータに実行させるための画像処理プログラムが提供される。

本発明によると、２次元画像を用いて、特徴部位の３次元位置を３次元画像上に高精度に表示にすることができる。

本発明の放射線撮像装置の実施形態の構成の一例を示す概要図である。 本発明の放射線撮像装置の実施形態における処理の流れの一例を示す図である。 本発明の放射線撮像装置の実施形態における２次元透視Ｘ線画像及び２次元透視Ｘ線画像上の手技具の一例を示す図である。 本発明の放射線撮像装置の実施形態における処置具の３次元位置を算出する手法の一例を示す図である。 本発明の放射線撮像装置の実施形態における２次元透視Ｘ線画像と３次元画像の位置合せする手法の一例を示す図である。 本発明の放射線撮像装置の実施形態における処置具の位置を３次元画像上に配置し表示する画面の一例を示す図である。 本発明の放射線撮像装置の実施形態における体動の補正を実施する構成の一例を示す概要図である。 本発明の放射線撮像装置の実施形態における体動補正処理の流れの一例を示す図である。 本発明の放射線撮像の実施形態における体動移動量を算出する一例を示す図である。 本発明の放射線撮像の実施形態における体動誤差量を算出する一例を示す図である。 本発明の放射線撮像の実施形態における位置補正の結果表示についての一例を示す図である。

１．放射線撮像装置及び画像処理

以下、放射線撮像装置の一例として、特に、Ｘ線撮像装置の実施形態を図面を用いて説明する。本発明及び／本実施形態は、これに限らず適宜の放射線撮像装置に適用することができ、また、Ｘ線源やＸ線検出器、透視Ｘ線画像等に限らず、Ｘ線以外の適宜の測定源や検出器、透視画像や反射画像等に適宜適用することができる。

図１は、本発明のＸ線撮像装置の構成の一例を示す図である。Ｘ線撮像装置１０１は、Ｘ線源１０２、検出器１０３、装置制御部１０４、表示部１０５、データ処理部１０６を備え、Ｘ線撮像装置は、有線又は無線のネットワークを介して又は直接医用画像サーバ１１０と接続されている。
医用画像サーバ１１０は、例えば、ＣＴ画像、ＭＲＩ画像、ＰＥＴ画像、超音波画像と言った様々な医用画像を保存する。これら画像及び情報のネットワークを介した通信や保存は、例えば、医療分野にて一般的に使用されているＤＩＣＯＭフォーマットを用いることにより実現可能である。

Ｘ線撮像装置１０１において、装置制御部１０４は、Ｘ線源１０２及び検出器１０３を駆動するための駆動部１０７を備え、またＸ線源からＸ線を照射し、検出器１０３で検出してデータを収集するデータ収集部１０８を備える。さらにＸ線撮像装置１０１は、データ収集部１０８が収集したデータの表示、及びデータ処理部１０６が処理した結果を表示するための表示部１０５、各データ及び処理した結果等を記憶するための記憶部１１５を備える。
データ処理部１０６は、撮像画像から処置具等の注目領域から特徴部位を抽出する特徴部位抽出部１０９、医用画像サーバ１１０から３次元画像を取得する３次元画像取得部１１１、撮像画像と３次元画像とを位置合せする画像位置合せ部１１２、特徴部位の３次元位置の算出と共に、特徴部位の３次元位置とＸ線源の位置から処置具の３次元位置を算出する３次元位置算出部１１３、３次元画像から２次元の計算投影画像（後述）を作成する２次元投影画像作成部１１４、処置具の３次元位置を３次元画像に付加する位置マッピング部１１６を備える。
なお、ここでは、一例として、Ｘ線源１０２及び検出器１０３による透視Ｘ線画像について説明するが、本発明及び／又は本実施形態は、これに限らず、適宜の２次元画像に適用することができる。

図２は、本発明のＸ線撮像装置の実施形態における処理の流れの一例を示す図である。以下では、一例として、２つの透視Ｘ線画像を取得する場合について説明するが、本実施形態は、３つ以上の透視Ｘ線画像を取得する場合にも適用可能である。また、特徴部位の一例として処置具について説明するが、他の器具等でもよく、鉗子先端やガイドレシースマーカ以外にも、適宜のマーカや適宜の部位・部分でもよく、また、特徴部位の数はひとつ又は２以上の適宜の複数でもよい。
Ｘ線撮像装置１０１は、まず装置制御部１０４の駆動部１０７によりＸ線源１０２及び検出器１０３を駆動、例えば回転させ所望の位置へ移動する。更にデータ収集部１０８により、Ｘ線源１０２のＸ線管等からＸ線を照射し、検出器１０３のパネル等での検出データを収集し、２次元透視Ｘ線画像を作成する。透視Ｘ線画像は、データ収集部１０８からデータ処理部１０６へ送られる。さらに、駆動部１０７により角度又は方向を変更して、同様の撮像を行い他の２次元透視Ｘ線画像が取得できる。

図２において、データ処理部１０６は、上述のように、撮像された透視Ｘ線画像を取得する（ステップ２０１）。
データ処理部１０６は、特徴部位抽出部１０９において、取得した透視Ｘ線画像に対し、処置具等の予め定められたひとつ又は複数の特徴的な部位（特徴部位）を抽出する（ステップ２０２）

図３は、２次元透視Ｘ線画像及び２次元透視Ｘ線画像上の手技具の一例を示す図である。
図３に示す通り、処置具はＸ線の高吸収領域であるため、２次元透視Ｘ線画像上では
他の人体構造物と比較し、コントラストを持って描出される。そのためこれらコントラストの違いから、例えば鉗子先端を特徴的な部位として検出することは可能である。また処置具の中でもガイドシースのマーカは、コントラストが異なって描出されるため、これらを処置具の特徴的な部位として抽出することは可能である。

次に、図２において、データ処理部１０６は、抽出したひとつ又は複数の特徴部位の検出器上（２次元透視Ｘ線画像上）の３次元位置をそれぞれ算出する（ステップ２０３）。
まず、データ処理部１０６は、３次元位置算出部１１３において、２次元透視Ｘ線画像上で抽出された特徴部位、例えば抽出した鉗子先端位置及び／又はガイドシースマーカ位置等と、対応する検出器１０３を求め、さらに対応する検出器１０３の３次元位置は、Ｘ線撮像装置１０１上における検出器１０３の装置構成から求めることができる。その結果、３次元位置算出部１１３は、例えば、抽出した鉗子先端位置の検出器１０３上（２次元透視Ｘ線画像上）の３次元位置（図３のＫ１、Ｋ２）を算出することが可能である。ガイドシースマーカについても同様の処理により検出器１０３上（２次元透視Ｘ線画像上）の３次元位置（図３のＧ１、Ｇ２）を算出することが可能である。
さらに、図２において、データ処理部１０６は、処置具のひとつ又は複数の特徴部位のそれぞれについて、検出器１０３上（２次元透視Ｘ線画像上）の３次元位置とＸ線源の３次元位置から２点を結ぶ直線を算出する（ステップ２０４）。
データ処理部１０６は、３次元位置算出部１１３にて、Ｘ線源の３次元位置は、Ｘ線撮像装置１０１上におけるＸ線源１０２の装置構成から求めることが出来るため、特徴部位、例えば、抽出した鉗子先端位置の検出器１０３上（２次元透視Ｘ線画像上）の３次元位置と、Ｘ線源１０２の３次元位置から、その２点を結ぶ直線を算出することが可能である。３次元位置算出部１１３は、ガイドシースマーカについても同様の処理により直線を算出することが可能である。

前出した通り、透視Ｘ線画像は異なる角度で撮像されるため、データ処理部１０６は、取得した透視Ｘ線画像に対してステップ２０１からステップ２０４を繰り返す（ステップ２０５）。例えば異なる２つの角度で透視Ｘ線画像を撮像し、各々の画像の鉗子先端についてステップ２０１〜２０４を実施した場合、各画像に関してＸ線源の３次元位置と、鉗子先端又はガイドシースマーカ等の特徴部位の位置の検出器１０３上（２次元透視Ｘ線画像上）の３次元位置とを結ぶ直線は、各特徴部位に対して２本ずつ得られることになる。
なお、ステップ２０１で２つ以上の透視Ｘ線画像を取得し、ステップ２０２〜２０４の処理を各画像について実行し、ステップ２０５を省略するようにしてもよい。

図２において、データ処理部１０６は、３次元位置算出部１１３により、異なる角度で撮像された複数の透視Ｘ線画像からから抽出された、処置具の同一の各特徴部位に関して算出された２直線の位置関係から、処置具のひとつ又は複数の特徴部位の３次元位置を算出する（ステップ２０６）。

図４は、本発明のＸ線撮像装置の実施形態における処置具の３次元位置を算出する手法の一例を示す図である。
図４に示す通り、Ｘ線源の３次元位置Ｓ１と透視Ｘ線画像１上の特徴部位の３次元位置Ｋ１を結ぶ直線と、回転したＸ線源の３次元位置Ｓ２と透視Ｘ線画像２上の特徴部位の３次元位置Ｋ２を結ぶ直線は、同一の鉗子先端等の特徴部位を投影したものであるため、１点で交わることが理想的であるが、実際には計測誤差等があるため、必ずしも交わるとは限らない。そこで２つの直線の距離が最も近くなる直線Ｓ１−Ｋ１上の点Ｑ１と、直線Ｓ２−Ｋ２上の点Ｑ２を求め、例えばその２点の中点を鉗子先端位置とすることが可能である。
点Ｑ１及び点Ｑ２は次式で求めることが可能である。

Ｑ１＝Ｐ１＋（Ｄ１−Ｄ２＊Ｄｖ）／（１−Ｄｖ＊Ｄｖ）＊ｖ１
Ｑ２＝Ｐ２＋（Ｄ２−Ｄ１＊Ｄｖ）／（Ｄｖ＊Ｄｖ−１）＊ｖ２
但し
Ｄ１＝（Ｐ２−Ｐ１）・ｖ１
Ｄ２＝（Ｐ２−Ｐ１）・ｖ２
Ｄｖ＝ｖ１・ｖ２

上式により求めた点Ｑ１及びＱ２の３次元位置から、鉗子先端位置の３次元位置は次式を用いて算出可能である。
（Ｑ１＋Ｑ２）／２

データ処理部１０６は、３次元位置算出部１１３により、以上の処置具の３次元位置を算出するステップを、各特徴部位に対する２直線の組合せの有無を判断し、ひとつ又は複数の特徴部位のそれぞれについてステップ２０６の処理を繰り返す（ステップ２０７）。

一方、図２において、データ処理部１０６の３次元画像取得部１１１は、画像サーバ１１０より、適宜のタイミングで事前に撮像した３次元画像を取得する（ステップ２０８）。
３次元画像は、例えば、事前に病変部の診断や、処置具を病変部まで挿入するためのルート等を計画するために用いられる画像である。３次元画像として、一般的にはＣＴ画像、ＭＲＩ画像、ＰＥＴ画像等を用いることができるが、これらに限られない。ここでは、一例として、３次元画像としてＣＴ画像の例について説明する。

次に、図２において、データ処理部１０６の２次元投影画像作成部１１４は、３次元画像取得部１１１が取得した事前撮像ＣＴ画像から、Ｘ線源１０２及び検出器１０３の位置に基づいて、２次元の計算投影画像を計算する。（ステップ２０９）。
ここで、計算投影画像とは、実際のＸ線撮像装置１０１におけるＸ線源１０２及び検出器１０３の空間的な配置に、事前に撮像した３次元画像（例えばＣＴ画像、ＭＲＩ画像、ＰＥＴ画像等）を配置した模擬体系で、Ｘ線源１０１から検出器１０２に模擬Ｘ線（レイ）を投影し、模擬Ｘ線による検出器１０２での検出画像（例えば、通過距離と画素値等）を算出（レイトレース）した画像である。なお、計算投影画像は、例えば、ＤＲＲ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｅｄ Ｒａｄｉｏｇｒａｐｈ）画像とも呼ばれる。

図５は、本発明の放射線撮像装置の実施形態における２次元透視Ｘ線画像と３次元計算投影画像の位置合せする手法の一例を示す図である。位置合せの方法について図５を用いて説明する。
まず、前述した通り、Ｘ線撮像装置１０１において、透視Ｘ線画像が取得された際のＸ線源１０２、検出器１０３の３次元位置は装置構成から取得可能であり、また撮像角度も既知である。したがって、Ｘ線源１０２、検出器１０３と回転角度から、それらの位置関係を模擬した配置で、事前撮像したＣＴ画像に対して計算投影画像を計算することは可能である。例えば計算投影画像は、上述のようなレイトレース法を用いて、ＣＴ画像の画素値をレイ方向に加算した数値として計算することが出来る。さらに、計算投影画像を、透視Ｘ線画像を取得した各角度で計算することは可能である。

次に、データ処理部１０６は、画像位置合せ部１１２により、計算投影画像と透視Ｘ線画像とを位置合せする（ステップ２１０）。
計算投影画像と、透視Ｘ線画像の組合せにおいて、各画像は２次元画像のためそれらを位置合せすることは可能である。例えば、計算投影画像を移動・回転し、計算投影画像と透視Ｘ線画像の類似度、例えば一般的には相互情報量等を計算し、それらの値が最大もしくは最小となる移動・回転パラメータを求めることが可能である。また類似度の他に、画像中の基準部位を対応させる移動・回転パラメータを算出し、利用しても良い。これら位置合せしたパラメータを用いて３次元ＣＴ画像を移動・回転することにより、３次元ＣＴ画像と、放射線撮像装置１０１で撮像した被検体の位置を合せることが可能となる。なお、計算投影画像でなく、透視Ｘ線画像を移動・回転して、移動・回転パラメータを求めるようにしてもよい。
位置合せ法及び位置合せのためのパラメータについては、例えば、ＣＴ画像から作成したＤＲＲ画像（２次元）と、実際に撮像されたＸ線画像（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｒａｄｉｏｇｒａｐｈ：ＤＲ、２次元）を用いた位置合せでは、平行移動３自由度及び撮影方向を軸とする回転（平面内回転）２自由度を精度良く算出可能である。さらに、ＣＴ画像から様々な角度でＤＲＲ画像を作成し、ＤＲ画像と画素値を比較することで移動量を算出する位置合せでは、ＣＴ画像から全方位のＤＲＲ画像を作成するため、平行移動（直交軸）３自由度と及び直交の各軸周りの回転３自由度、計６自由度を算出可能である。本実施形態の画像位置合せでは、いずれの位置合せ法を用いても良いし、他の適宜の位置合せ法を用いても良い。

次に、図２において、データ処理部１０６の位置マッピング部１１６は、画像位置合せ部１１２による位置合せ（移動・回転パラメータ等の位置合わせのためのパラメータ）に従い、３次元画像取得部１１１により取得した事前撮像された３次元画像上に処置具のひとつ又は複数の特徴部位の３次元位置を付加する（ステップ２１１）。
前述した通り、放射線撮像装置１０１で撮像した被検体の位置と、事前撮像された３次元ＣＴ画像の位置があっているため、例えば、放射線撮像装置１０１で取得された鉗子先端の３次元位置は、３次元ＣＴ画像上に付加することが可能である。同様にガイドシースマーカの３次元位置も、３次元ＣＴ画像上に付加することが可能である。

次に、図２において、データ処理部１０６は位置マッピング部１１６により、透視Ｘ線画像と事前撮像した３次元ＣＴ画像（この例では、断層画像を示すが、これに限らず、適宜の２次元画像や３次元画像・立体画像等でもよい。）を表示部１０５に表示する及び／又は記憶部１１４に記憶する（ステップ２１２）。なお、これらいずれかの画像を選択して表示してもよい。

図６に透視Ｘ線画像、及び事前撮像した３次元ＣＴ画像において処置具の位置を付加した画像の画面表示例を示す。
図６に示す例では、Ｘ線撮像装置１０１により取得された撮像方向の異なる透視Ｘ線画像１及び透視Ｘ線画像２を表示し、さらに事前に撮像された３次元ＣＴ画像と、透視Ｘ線画像１及び透視Ｘ線画像２から算出された鉗子先端位置やガイドシースマーカの位置を３次元ＣＴ画像上に付加して表示する。

以上の処理により、例えば、従来透視Ｘ線画像のみでは認識が簡単ではなかった、病変部と鉗子先端と言った処置具の位置関係が明確にすることが可能となる。また、３次元ＣＴ画像上には、例えば、透視Ｘ線画像では認識が必ずしも簡単ではない病変部周辺の構造も明瞭に描出されているため、病変部へ向かう鉗子のルートを確認することも可能となる。
このように、本実施形態によると、Ｘ線撮像装置による２次元撮像画像と事前に撮像された３次元画像とを用い、病変部及び処置具等の特徴部位の相対位置関係が高精度に認識可能となり、また病変を含む処置具等の特徴部位周辺の構造が高精度に認識可能とすることができる。

２．移動量を補正する放射線機能装置及び画像処理

（体動による移動量を補正する場合）
Ｘ線撮像装置で取得された透視Ｘ線画像と、事前に撮像された３次元画像は、撮像装置が異なるため全く同じ時刻に撮像されたものではなく、撮像時の体勢、環境等が異なる場合もある。また被検体の体動、例えば心臓の動きや、呼吸等により人体は非剛体的に変形するため、撮像時刻が異なる画像には、それら体動による相違が含まれる場合がある。更に、Ｘ線撮像装置により異なる２方向から透視Ｘ線画像を撮像する場合にも、Ｘ線源と検出器が一組しかない場合には、同時に撮像することは出来ないため、前述のような体動による相違が含まれる場合がある。これらを考慮した本発明の実施形態を以下に示す。

図７は、本発明のＸ線撮像装置の実施形態における体動による移動量を補正する構成の一例を示す概要図である。
体動による移動量の補正するためのＸ線撮像装置は、図１に示したＸ線撮像装置１０１の構成におけるデータ処理部１０６に体動移動量算出部７０１を付加した構成になっており、構成の共通部分は、同様の動作をする。以下に、体動移動量算出部７０１の動作について説明する。
また、画像処理については、図２と同様であるが、ステップ２１０が変更される。図２において、体動移動量算出部７０１が加わることによる動作の違いは、ステップ２１０の画像位置合せ部１１２における透視Ｘ線画像と３次元ＣＴ画像から作成した計算投影画像の位置合せ処理である。したがって、その変更されたステップ２１０の詳細を図８を用いて以下に説明する。

図８は、本発明の放射線撮像装置の実施形態における体動補正処理の流れの一例を示す図である。
まず、データ処理部１０６は、画像位置合せ部１１２により、Ｘ線撮像装置により撮像された透視Ｘ線画像と、事前撮像された３次元ＣＴ画像から求まる計算投影画像を入力する（ステップ８０１）。
次に、画像位置合せ部１１２は、透視Ｘ線画像を剛体変換する（ステップ８０１）。これら剛体変換は、例えば、移動・回転のみを考慮したものであり、画像をアフィン変換により座標変換することで実施することが可能である。
次に、画像位置合せ部１１２は、変換した透視Ｘ線画像と、計算投影画像の類似度を計算する（ステップ８０３）。前述した通り、類似度は、相互情報量等の基準を用いて計算することが可能である。この時、例えば、画像全体の類似度の計算も可能であるし、人体の中、剛体（歪まない）構造物である、例えば骨に重みをつけて類似度を計算することも可能である。
画像位置合せ部１１２は、類似度が最大（もしくは相違度が最小）であるかを判断する（ステップ８０４）。類似度が最大（もしくは相違度が最小）であれば、移動・回転パラメータが求まり、そうでない場合にはステップ８０２からステップ８０４を繰り返す。
以上が、前述した体動による移動量がない、もしくは考慮しない場合の画像位置合せ法である。

次に、データ処理部１０６が、体動移動量算出部７０１により、前述した剛体変換により求めた移動・回転パラメータを適用し、位置を変換した透視Ｘ線画像と計算投影画像とを、非剛体位置合せする手順について説明する。
まず、体動移動量算出部７０１は、剛体変換した透視Ｘ線画像を非剛体変換する。（ステップ８０５）。

非剛体変換について図９を用いて説明する。
図９は、本発明の放射線撮像の実施形態における体動移動量を算出する一例を示す図である。
非剛体変換は、画像上に格子上のメッシュを設定し、格子上の各点がなめらかな曲線、例えばスプライン関数に沿って移動することを仮定して移動させ、それに応じて画素を変換することにより可能である。なお、移動するひとつ又は複数の格子点の選択、移動量や移動方向は、適宜予め定めることができる。この際、前述した通り骨等の剛体は変形しないため、固定点として変化させないことも可能である。
体動移動量算出部７０１は、このように非剛体変換した透視Ｘ線画像と、計算投影画像の類似度を計算する（ステップ８０６）。体動移動量算出部７０１は、前述と同様に類似度が最大（もしくは相違度が最小）であれば非剛体変換パラメータが求まり、そうでなければステップ８０５からステップ８０７を繰り返す。なお、透視Ｘ線画像でなく、計算投影画像を非剛体変換して、非剛体変換パラメータを求めるようにしてもよい。

体動移動量算出部７０１は、このようにして求めた非剛体変換パラメータを用いて、前述した処置具等の特徴部位の３次元画像上の位置がどの程度移動したかを表す移動量ベクトル（体動誤差ベクトル）計算する（ステップ８０８）。移動量ベクトルは、非剛体位置合せ前の処置具等の特徴部位の位置と、非剛体位置合せ後の処置具等の特徴部位の位置から求めることが可能である。また、位置合せ前の位置と位置合せ後の位置を結ぶベクトルを算出することも可能である。

体動移動量算出部７０１は、以上の処理を、角度が異なって撮像された複数の透視Ｘ線画像について行うことにより、体動による投影面内移動量ベクトルを算出することが可能となる。これら投影面内移動量ベクトルは、処置具等の特徴部位の投影面内における移動量のため、３次元空間上での移動量ではない。したがって、３次元空間での移動量について図１０を用いて説明する。

図１０は、本発明の放射線撮像の実施形態における体動誤差ベクトルを算出する一例を示す図である。
各投影面内で求めた投影面内移動量ベクトルは、Ｘ線源と検出器が既知の角度で投影されたものであるから、各ベクトルが成す角度を知ることは可能である。これらから３次元空間の移動量ベクトル（体動誤差ベクトル）を計算するために、例えば図１０に示すように複数の投影面内移動量ベクトルの和を計算することにより、３次元空間の移動量ベクトル（体動誤差ベクトル）を算出することが可能である。
これら３次元空間での移動量ベクトル（体動誤差ベクトル）を、前述した処置具の３次元位置に適用することにより、図１０に示すように、鉗子先端位置やガイドシースマーカの位置誤差を補正することは可能である。ここでは、丸印が鉗子先端位置、四角印がガイドシースマーカ位置をそれぞれ表す（点線が補正前、実線が補正後）。

そして、体動移動量算出部７０１により移動量ベクトル（体動誤差ベクトル）が求まると、位置マッピング部１１６は、特徴部位を移動量ベクトル（体動誤差ベクトル）を用いて移動して３次元画像上に付加した表示画像を表示部１０５に表示する及び／又は記憶部１１５に記憶する。

以上の流れにより、透視Ｘ線画像と事前に撮像された３次元画像が、体動による位置の誤差がある場合にも、その移動量ベクトル（体動誤差ベクトル）を算出し、処置具等の特徴部位の３次元位置を補正することで、高精度に病変位置と処置具の位置関係を一層明瞭に示すことが可能となる。

（他の表示例）
さらに、病変と処置具の位置関係において、前述した手順で処置具の位置を算出する過程で、処置具の３次元位置の計算誤差、画像の位置合せの誤差も前述した体動移動量に加えて精度に影響する場合が想定される。これら誤差は、例えば装置の設置もしくは動作誤差に由来するものや、処置具の認識や位置合せと言った画像処理の誤差に起因すると考えられる。前述の装置に関わる誤差は、予め装置の特性から知ることが出来る誤差であり、また画像処理による誤差は、例えば、複数のデータを試すことにより平均的な誤差により求めることが可能である。体動移動量算出部７０１は、さらに、このような、予め推定可能な誤差（システム誤差ベクトル）と、体動移動のような、実際の動きによる誤差（体動誤差ベクトル）を加算した誤差補正ベクトルを求めることが可能である。

図１１に、これら誤差を画面上に表示する例を示す。図１１（Ａ）には、点線の矢印が位置計算誤差や位置合せ誤差等のシステム誤差ベクトル、実線の矢印が体動誤差ベクトルを表し、これらを合成した誤差補正ベクトルが表される。図１１（Ｂ）では、丸印が鉗子先端位置、四角印がガイドシースマーカ一をそれぞれ表す（点線が補正前、実線が補正後）。体動移動量算出部７０１は、左図のように、システム誤差ベクトルと体動誤差ベクトルを合成した誤差補正ベクトルを、始点と終点を定めた誤差バーとして表示したり、右図のように、誤差補正ベクトルの長さの１／２を半径とする球又は円を各特徴部位を中心に表示することができる。このような表示により、病変と処置具の位置関係を、誤差を考慮して認識することが可能となる。

３、付記
上述の実施形態では、画像のフォーマット（データ形式）にＤＩＣＯＭフォーマットを使用しているが、もちろん他のフォーマット、例えばＪＰＥＧ画像やビットマップ画像等のフォーマットを用いることができる。
更に、画像サーバ１０２にデータファイルを保存するような構成を取っているが、治療計画装置１０１と位置決めシステム１０４とが直接通信し、データファイルを交換しても良い。
また、ネットワークによるデータファイル等の通信を用いる形態を説明したが、データファイルの交換手段として他の記憶媒体、例えばフレキシブルディスクやＣＤ−Ｒ等の大容量記憶媒体を用いても良い。

なお、本発明は上記した実施例に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれている。例えば、上記した実施例は本発明を分かりやすく説明するために詳細に説明したものであり、必ずしも説明した全ての構成を備えるものに限定されるものではない。また、ある実施例の構成の一部を他の実施例の構成に置き換えることが可能であり、また、ある実施例の構成に他の実施例の構成を加えることも可能である。また、各実施例の構成の一部について、他の構成の追加・削除・置換をすることが可能である。
また、上記の各構成、機能、処理部、処理手段等は、それらの一部又は全部を、例えば集積回路で設計する等によりハードウェアで実現してもよい。また、上記の各構成、機能等は、プロセッサがそれぞれの機能を実現するプログラムを解釈し、実行することによりソフトウェアで実現してもよい。各機能を実現するプログラム、テーブル、ファイル等の情報は、メモリや、ハードディスク、ＳＳＤ（Ｓｏｌｉｄ Ｓｔａｔｅ Ｄｒｉｖｅ）等の記録装置、又は、ＩＣカード、ＳＤカード、ＤＶＤ等の記録媒体に置くことができる。
また、制御線や情報線は説明上必要と考えられるものを示しており、製品上必ずしも全ての制御線や情報線を示しているとは限らない。実際には殆ど全ての構成が相互に接続されていると考えてもよい。

本発明の画像処理方法は、その各手順をコンピュータに実行させるための画像処理プログラム、画像処理プログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体、画像処理プログラムを含みコンピュータの内部メモリにロード可能なプログラム製品、そのプログラムを含むサーバ等のコンピュータ、等により提供されることができる。

１０１・・・Ｘ線撮像装置、
１０２・・・Ｘ線源、
１０３・・・検出器、
１０４・・・装置制御部
１０５・・・表示部、
１０６・・・データ処理部、
１０７・・・駆動部、
１０８・・・データ収集部、
１０９・・・特徴部位抽出部、
１１０・・・医用画像サーバ、
１１１・・・３次元画像取得部、
１１２・・・画像位置合せ部、
１１３・・・３次元位置算出部
１１４・・・２次元投影画像作成部
１１５・・・記憶部
１１６・・・位置マッピング部
７０１・・・体動移動量算出部

Claims (10)

1. 放射線撮像装置であって、
   測定源及び検出器により異なる角度で撮像された、処理対象の複数の２次元撮像画像の各々から、器具に予め定められた特徴部位を抽出する特徴部位抽出部と、
   前記複数の２次元撮像画像の各々について、前記特徴部位の前記２次元撮像画像上の位置と、前記２次元撮像画像を撮影した前記測定源の位置及び前記検出器の位置から、前記特徴部位の３次元位置を算出する位置算出部と、
   前記複数の２次元撮像画像の各々について、予め撮像された前記処理対象の３次元画像から、前記２次元撮像画像を撮像した前記測定源の位置及び前記検出器の位置により２次元の計算投影画像を計算する投影画像作成部と、
   前記複数の２次元撮像画像の各々について、前記計算投影画像と前記２次元撮像画像とを位置合せする画像位置合せ部と、
   前記画像位置合せ部が前記位置合せにより位置合せした後、前記２次元撮像画像と前記計算投影画像とを非剛体位置合せして、前記非剛体位置合せによる移動量を体動誤差ベクトルとして算出する体動移動量算出部と、
   前記画像位置合せ部が、前記位置合せに従い、さらに、前記特徴部位を前記体動誤差ベクトルを用いて移動して前記３次元画像上に付加した表示画像を表示部に表示する及び／又は記憶部に記憶するための位置マッピング部と
   を備えた放射線撮像装置。
2. 請求項１に記載された放射線撮像装置において、
   前記位置算出部は、
   前記複数の２次元撮像画像の各々について、前記特徴部位の前記２次元撮像画像上の位置と、前記２次元撮像画像を撮影した前記測定源の位置とを結ぶ直線を算出し、
   前記特徴部位に関して算出された少なくとも２つの直線間の距離が最も近くなる一方の直線上の点と他方の直線上の点との中点を、前記特徴部位の前記３次元位置として算出する
   ことを特徴とする放射線撮像装置。
3. 請求項１に記載された放射線撮像装置において、
   前記計算投影画像は、
   前記処理対象の前記３次元画像から、前記測定源と前記検出器の空間的配置に前記３次元画像を配置した模擬体系で、前記測定源から前記検出器に投影した画像であることを特徴とする放射線撮像装置。
4. 請求項１に記載された放射線撮像装置において、
   前記体動移動量算出部は、
   前記画像位置合せ部が前記位置合せにより位置合せした後、さらに、前記複数の２次元撮像画像の各々について、前記位置合せにより変換された前記２次元撮像画像又は前記計算投影画像を非剛体変換して、前記特徴部位の前記２次元撮像画像上の投影面内移動量ベクトルを求め、複数の前記投影面内移動量ベクトルを合成して、前記体動誤差ベクトルを算出する
   ことを特徴とする放射線撮像装置。
5. 請求項１に記載された放射線撮像装置において、
   前記体動移動量算出部は、
   器具又は装置に関わる３次元位置の計算誤差若しくは動作誤差、及び／又は、画像の位置合せ誤差若しくは処理誤差のうちいずれかひとつ又は複数を含むシステム誤差ベクトルと、
   測定対象の動きによる誤差である前記体動誤差ベクトルと
   を加算して、誤差補正ベクトルを求め、前記誤差補正ベクトルに基づく誤差バー又は球若しくは円を前記表示部に表示する
   ことを特徴とする放射線撮像装置。
6. 請求項１に記載された放射線撮像装置において、
   前記２次元撮像画像は、透視X線画像であり、
   前記測定源は、X線源であり、
   前記検出器は、X線検出器である
   ことを特徴とする放射線撮像装置。
7. 請求項１に記載された放射線撮像装置において、
   前記特徴部位は、鉗子若しくは他の器具の先端、ガイドシースマーカ若しくはその他のマーカであることを特徴とする放射線撮像装置。
8. 請求項１に記載された放射線撮像装置において、
   前記位置マッピング部は、前記特徴部位の位置を前記３次元画像に付加した、断層画像若しくは他の２次元画像又は３次元画像若しくは立体画像による前記表示画像、及び／又は、ひとつ又は複数の前記２次元撮像画像、を前記表示部に表示することを特徴とする放射線撮像装置。
9. 放射線撮像装置における画像処理方法であって、
   測定源及び検出器により異なる角度で撮像された、処理対象の複数の２次元撮像画像の各々から、器具に予め定められた特徴部位を抽出し、
   前記複数の２次元撮像画像の各々について、前記特徴部位の前記２次元撮像画像上の位置と、前記２次元撮像画像を撮影した前記測定源の位置及び前記検出器の位置から、前記特徴部位の３次元位置を算出し、
   前記複数の２次元撮像画像の各々について、予め撮像された前記処理対象の３次元画像から、前記２次元撮像画像を撮像した前記測定源の位置及び前記検出器の位置により２次元の計算投影画像を計算し、
   前記複数の２次元撮像画像の各々について、前記計算投影画像と前記２次元撮像画像とを位置合せし、
   前記位置合せにより位置合せした後、前記２次元撮像画像と前記計算投影画像とを非剛体位置合せして、前記非剛体位置合せによる移動量を体動誤差ベクトルとして算出し、
   前記位置合せに従い、さらに、前記特徴部位を前記体動誤差ベクトルを用いて移動して前記３次元画像上に付加した表示画像を表示部に表示する及び／又は記憶部に記憶する
   画像処理方法。
10. 画像処理プログラムであって、
    処理部が、測定源及び検出器により異なる角度で撮像された、処理対象の複数の２次元撮像画像の各々から、器具に予め定められた特徴部位を抽出するステップと、
    前記処理部が、前記複数の２次元撮像画像の各々について、前記特徴部位の前記２次元撮像画像上の位置と、前記２次元撮像画像を撮影した前記測定源の位置及び前記検出器の位置から、前記特徴部位の３次元位置を算出するステップと、
    前記処理部が、前記複数の２次元撮像画像の各々について、予め撮像された前記処理対象の３次元画像から、前記２次元撮像画像を撮像した前記測定源の位置及び前記検出器の位置により２次元の計算投影画像を計算するステップと、
    前記処理部が、前記複数の２次元撮像画像の各々について、前記計算投影画像と前記２次元撮像画像とを位置合せするステップと、
    前記処理部が、前記位置合せにより位置合せした後、前記２次元撮像画像と前記計算投影画像とを非剛体位置合せして、前記非剛体位置合せによる移動量を体動誤差ベクトルとして算出するステップと、
    前記位置合せに従い、さらに、前記特徴部位を前記体動誤差ベクトルを用いて移動して前記３次元画像上に付加した表示画像を表示部に表示する及び／又は記憶部に記憶するステップと
    をコンピュータに実行させるための画像処理プログラム。

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