JPH105203A

JPH105203A - 医用診断システム，医用診断情報生成方法及び３次元画像再構成方法

Info

Publication number: JPH105203A
Application number: JP8162145A
Authority: JP
Inventors: Satoru Oishi; 悟大石
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1996-06-21
Filing date: 1996-06-21
Publication date: 1998-01-13

Abstract

(57)【要約】【課題】歪補正処理を境界抽出処理等の処理の後処理と
して行なうことにより、臨床解析においては演算時間を
短縮するとともに輪郭抽出を容易にする。【解決手段】放射線源と、この放射線源から放射され被
検体の対象部位を透過してきた放射線を投影画像として
検出する検出部とを有する画像撮影装置１を備え、投影
画像には検出部に起因した歪が混在しており、歪の混在
した歪投影画像に基づいて対象部位の診断情報を生成す
る医用診断システム。歪の無い状態の投影画像に対する
検出部の歪分布特性を表す歪補正データを記憶するメモ
リ１５と、歪投影画像から対象部位に係わる所定の領域
を抽出する処理（図２のステップＳ２），抽出された領
域を歪補正データに基づいて歪補正する処理（図２のス
テップＳ３），及び歪補正された抽出領域に基づいて臨
床解析データ等の診断情報を生成する処理（図２のステ
ップＳ４）をそれぞれ行なう医用診断情報生成装置２の
処理プロセッサ１２とを備えている。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、放射線源から放射
され被検体の対象部位を透過してきた放射線を検出部に
より投影画像として検出し、検出された投影画像に基づ
いて当該対象部位の３次元画像等の診断情報を生成する
医用診断システム、医用診断情報生成方法及び３次元画
像再構成方法に係わり、特に、前記検出部に起因して投
影画像に混在する歪を補正する医用診断システム、医用
診断情報生成方法及び３次元画像再構成方法に関する。

【０００２】

【従来の技術】２次元検出器としてイメージインテンシ
ファイヤ（以下、Ｉ．Ｉ．と呼ぶ）及びＴＶカメラ
（Ｉ．Ｉ．／ＴＶ系）を用いたＸ線ＴＶ装置等のＸ線画
像撮影装置では、そのＩ．Ｉ．のＸ線検出面が円形であ
ることや地磁気の影響を受けるため、収集されたＸ線透
過像には、糸巻き型歪やＳ字状歪などの幾何学的形状の
歪が混在してしまった。例えば金属ワイヤが平面上で正
方格子状（メッシュ状）に配列して形成されたファント
ム（クロスバーファントム）を、例えばＩ．Ｉ．のＸ線
検出面（前面）に取り付けて撮影を行なうと、その投影
像は、歪が無ければ上記クロスバーファントムに対応す
る等間隔の格子状の像（図２０（ａ）参照）となるが、
上記理由のため歪んだ像（図２０（ｂ）参照）となる。

【０００３】一方、Ｘ線画像撮影装置で収集されたデー
タに基づくＸ線画像（以下、投影画像ともいう）を用い
て、例えば血管狭窄率計算，左心室容積計算等の臨床解
析や３次元再構成演算処理等を行なって新たな診断情報
を生成することが盛んに行なわれているが、上記投影像
に混在する歪みは、これらの解析や演算処理等に含まれ
る誤差の大きな要因となる場合があり、特に上記臨床解
析や３次元再構成演算処理等では、その影響が顕著であ
った。

【０００４】このような背景から、血管狭窄率計算，左
心室容積計算等の臨床解析や３次元再構成演算処理等を
行なう場合には、歪を補正する処理（歪補正処理）が必
要不可欠であり、上記解析処理や演算処理を行なう際の
前処理としてその歪補正処理が行なわれていた。

【０００５】ここで、歪補正処理について簡単に説明す
る（図２０〜図２３参照）。まず、上述したようにクロ
スバーファントムをＩ．Ｉ．のＸ線検出面に取り付けて
撮影を行なうと、前掲図２０（ｂ）に示したような歪を
有する投影画像が収集される。もし歪が無ければ、クロ
スバーファントムを撮影して得られた投影画像（歪みの
無い画像）は、図２０（ａ）に示したような等間隔の格
子状の像となることから、図２０（ｂ）に示す歪を有す
る投影画像（歪画像）から歪んだ格子点（ワイヤとワイ
ヤとの交点）の位置データを抽出し、当該格子点位置と
実際の（歪の無い）投影画像の格子点位置との対応関係
を求める。そして、その対応位置データに基づいて歪投
影像の格子点のデータ（濃度値）を実際の格子点（のデ
ータ）に再配置して当該歪を補正していた。つまり、格
子点は画像上の座標であり、歪画像内の各座標位置は、
座標変換処理されて歪の無い画像内の各座標位置に再配
置されていた。また、格子点以外の点が再配置される位
置は、周囲の格子点が再配置された位置から補間処理に
より近似的に求めていた。。

【０００６】この補間処理による格子点以外のデータの
求め方について、図面を参照して説明する。なお、図２
０（ａ）において歪の無い画像上のピクセル（２次元画
像では、ピクセルであり、３次元画像ではボクセルであ
る。以下、総称して記述する場合はピクセルとする）を
ｍ、ピクセルｍの周囲の格子点をａ〜ｄ、図２０（ｂ）
においてピクセルをｍに対応する歪画像上の画素をＭ、
格子点ａ〜ｄに対応する歪画像上の格子点をＡ〜Ｄとす
る。今、画素ｍのデータを求める場合、最初に格子点ａ
〜ｄとピクセルｍとの位置関係を求める（図２１、ステ
ップＳ１００）。そして、求められた格子点ａ〜ｄとピ
クセルｍとの位置関係と、格子点ａ〜ｄに対応する歪画
像上の格子点Ａ〜ＤとピクセルＭとの位置関係とが略同
等になるように、当該歪画像上の点Ｍを決定する（ステ
ップＳ１０１）。そして、ピクセルｍに対応する点Ｍの
データ値を補間処理（２次元補間処理）により求める
（ステップＳ１０２）。すなわち、歪み画像上での各格
子点Ａ〜Ｄに対応するピクセルのデータをＶ11〜Ｖ22と
すると（図２２参照）、最初にデータＶ11及びＶ12と点
Ｍの位置とからリニア補間（１次補間）によりデータＶ
1 を求める（図２３、ステップ１０２ａ）。同じくデー
タ値Ｖ21及びＶ22と点Ｍの位置とから１次補間によりデ
ータＶ2 を求める（ステップ１０２ｂ）。最後に、デー
タＶ1 及びＶ2と点Ｍの位置とから１次補間により点Ｍ
のデータＶを求めている（ステップ１０２ｃ）。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】ところが、歪補正処理
を血管狭窄率計算，左心室容積計算等の臨床解析や三次
元再構成演算処理等の前処理として行なう場合、次のよ
うな問題が生じていた。

【０００８】問題点（１）臨床解析の前処理として行な
った場合。血管狭窄率計算や左心室容積計算の臨床解析では、計算
に使用されているのは画像中の一部のデータであるにも
関わらず、前処理で画像全体の歪を補正しているため、
解析結果を得るまでに非常に多くの処理時間がかかって
しまった。また、上記臨床解析では、その解析過程にお
いて輪郭（境界あるいはエッジ）を抽出する処理（輪郭
抽出処理（境界抽出処理））を行なっているが、歪補正
処理において各画素の濃度値を求める際に行なわれる２
次元補間処理によって、輪郭抽出に大きく貢献する（画
像（各画素の濃度分布）に含まれる）高周波成分が失な
われてしまうため、輪郭抽出が正確に行なえない場合が
生じてしまった。

【０００９】高周波成分を失う程度は、補間関数の種類
によって異なるが、画像（各画素の濃度値）が例えばも
っともポピュラーなリニア補間を用いた２次元補間処理
（前掲図２２、図２３参照）により求められた場合、こ
のリニア補間はフーリエ面において図２４のｓｉｎｃ²
（ｄω）（ｄはサンプリングピッチ）という低域通過フ
ィルタに類似した形のフィルタ（以下、類似低域通過フ
ィルタともいう）をかけることに相当するため、得られ
た画像に含まれる高周波成分は明らかに減少してしまっ
た。

【００１０】（２）３次元再構成の前処理として行なっ
た場合。３次元再構成処理は、一般的に図２５〜図２７に示した
手順で行なわれている。

【００１１】すなわち、図２５に示すように、例えば回
転アーム（例えばＣアーム）の両端にそれぞれＸ線管と
Ｉ．Ｉ．を設置し、同回転アームを被検体の回りで回転
させるコーンビームＣＴ（Ｉ．Ｉ．ＣＴ）等のＸ線画像
撮影装置により被検体の２次元Ｘ線強度データ（投影画
像）を収集する（ステップＳ２０１）。そして、収集さ
れたＸ線強度データに基づいて、高速画像処理演算を行
なう処理プロセッサにより上述した歪補正処理が行なわ
れる（ステップＳ２０２）。続いて、同じく処理プロセ
ッサにより、歪補正されたＸ線強度データに基づいて画
像再構成処理が行なわれ、再構成画像が生成される（ス
テップＳ２０３）。

【００１２】ステップＳ２０３の画像再構成処理の手順
を図２６及び図２７で説明する。

【００１３】処理プロセッサは、歪補正されたＸ線強度
データに対して対数変換（ｌｏｇ変換）処理等の前処理
を行なって、線減衰係数（Linear Attenuation）を表す
２次元投影データを収集する（ステップＳ２０３ａ）。
次いで処理プロセッサは、２次元投影データを所定の重
み関数で重み付けし、その後所定のフィルタ関数により
フィルタリングする（ステップＳ２０３ｂ）。続いて処
理プロセッサは、フィルタリングされた２次元投影デー
タに基づいて再構成演算を行ない、再構成画像を生成す
る（ステップＳ２０３ｃ）。このステップＳ２０３ｃの
再構成演算処理を図２７を参照して説明する。

【００１４】処理プロセッサは、あるボクセル（ｉ，
ｊ，ｋ）のある投影方向ｌの投影点を求め（ステップＳ
３０１）、続いて投影点の濃度値を２次元補間により求
める（ステップＳ３０２）。そして、処理プロセッサ
は、ボクセル（ｉ，ｊ，ｋ）の値（初期値＝”０”）に
投影点の濃度値にある係数（補正係数）を掛けたものを
加える（ステップＳ３０３）。この結果、投影方向ｌの
フィルタ逆投影が終了する。

【００１５】続いて処理プロセッサは、全ての投影方向
について上記フィルタ逆投影処理が終了しているか否か
判断し（ステップＳ３０４）、終了していない場合（判
断結果”ＮＯ”）にはステップＳ３０１の処理に戻り、
以下上述したステップＳ３０１〜Ｓ３０３の処理を繰り
返す。

【００１６】ステップＳ３０４の判断の結果、全ての投
影方向について上記フィルタ逆投影処理が終了している
と判断された場合（判断結果”ＹＥＳ”）、処理プロセ
ッサは、さらに全てのボクセルについて上記フィルタ逆
投影処理が終了しているか否か判断し（ステップＳ３０
５）、終了していない場合（判断結果”ＮＯ”）にはス
テップＳ３０１の処理に戻り、以下上述したステップＳ
３０１〜Ｓ３０４の処理を繰り返す。

【００１７】一方、ステップＳ３０５の判断の結果、全
てのボクセルについて上記フィルタ逆投影処理が終了し
ていると判断された場合（判断結果”ＹＥＳ”）、処理
プロセッサは、再構成処理を終了する。この結果、再構
成画像が生成される。

【００１８】以上３次元再構成処理について説明した
が、その３次元再構成の処理過程において、図２５のス
テップＳ２０２の歪補正処理と図２７のステップＳ３０
２の処理について注目すると、ステップＳ２０２の歪補
正処理では、前掲図２１及び図２２のステップＳ１０２
（ステップＳ１０２ａ〜ステップＳ１０２ｃ）で説明し
たように２次元補間処理が行なわれ、同じくステップＳ
３０２の処理でも２次元補間処理が行なわれている。つ
まり、収集したデータに対し２次元補間を２度行なって
いることになる。

【００１９】先に問題点（１）で述べたように、リニア
補間はフーリエ面において図２４のｓｉｎｃ²（ｄω）
（ｄはサンプリングピッチ）という低域通過フィルタを
掛けることに相当するため、２次元補間を２度行なって
いるということは、最終的な再構成画像が得られるまで
に、データに対し少なくとも２度低域通過フィルタを掛
けていることになる。したがって、最終的に得られた画
像に含まれる高周波成分が明らかに減少し、当該再構成
画像の画質が劣化してしまった。

【００２０】本発明は上述した事情に鑑みてなされたも
ので、歪補正処理を、例えば再構成演算処理等の処理に
組み込むか、あるいは境界抽出処理等の処理の後処理と
して行なうことにより、臨床解析においては演算時間を
短縮するとともに輪郭抽出を容易にすること、また３次
元再構成においては再構成画像に含まれる高周波成分を
維持して当該再構成画像の画質を向上させることをその
目的とする。

【００２１】

【課題を解決するための手段】前記目的を達成するため
請求項１に記載した発明は、放射線源と、この放射線源
から放射され被検体の対象部位を透過してきた放射線を
投影画像として検出する検出部とを有する画像撮影装置
を備え、前記投影画像には前記検出部に起因した歪が混
在しており、当該歪の混在した歪投影画像に基づいて前
記対象部位の診断情報を生成する医用診断システムにお
いて、歪の無い状態の投影画像に対する前記検出部の歪
分布特性を表す歪補正データを記憶する記憶手段と、前
記歪投影画像から前記対象部位に係わる所定の領域を抽
出する抽出手段と、抽出された領域を前記歪補正データ
に基づいて歪補正する歪補正手段と、歪補正された抽出
領域に基づいて前記診断情報を生成する診断情報生成手
段とを備えている。

【００２２】また、請求項２に記載した発明では、前記
歪補正手段は、前記歪補正データに基づいて前記抽出領
域の座標位置を前記歪の無い状態の投影画像における座
標位置に変換する手段であり、請求項３に記載した発明
では、前記抽出領域の少なくとも一部は、前記対象部位
とその対象部位の周囲との境界上の点である。

【００２３】さらに、請求項４に記載した発明では、前
記歪投影画像上で求められた領域の少なくとも一部は、
幅を表す線分の２点であり、請求項５に記載した発明で
は、前記抽出手段は、前記歪の無い状態の投影画像上で
定義された直線を所定幅で分割し、この分割した線分の
両端の点を抽出する手段であり、前記歪補正手段は前記
分割した線分の両端の点の前記歪投影画像上の位置を前
記歪補正データに基づいて求める手段であり、前記生成
手段は、求められた前記歪投影画像上の各分割点を繋ぐ
折れ線を前記診断情報として当該歪投影画像上に表示す
る手段である。さらにまた、請求項６に記載した発明で
は、前記直線の分割幅を、前記歪投影画像の中心部では
長く周辺部では短くしている。

【００２４】また、前記目的を達成するため請求項７に
記載した発明は、放射線源と、この放射線源から放射さ
れ被検体の対象部位を透過してきた放射線を投影画像と
して検出する検出部とを有する画像撮影装置を備え、前
記投影画像には前記検出部に起因した歪が混在してお
り、当該歪の混在した歪投影画像に基づいて前記対象部
位の診断情報を生成する医用診断情報生成方法におい
て、歪の無い状態の投影画像に対する前記検出部の歪分
布特性を表す歪補正データを記憶するステップと、前記
歪投影画像から前記対象部位に係わる所定の領域を抽出
するステップと、抽出された領域を前記歪補正データに
基づいて歪補正するステップと、歪補正された抽出領域
に基づいて前記診断情報を生成するステップとを備えて
いる。

【００２５】一方、前記目的を達成するため請求項８に
記載した発明は、放射線源と、この放射線源から放射さ
れた放射線を検出する検出部とを少なくとも１組有し、
前記放射線源から放射された放射線により被検体の対象
部位を複数方向から投影して前記検出部により当該対象
部位の複数の投影画像を得る画像撮影装置を備え、前記
複数の投影画像には前記検出部に起因した歪が混在して
おり、当該歪の混在した複数の歪投影画像に基づいて前
記対象部位の３次元画像を再構成する医用診断システム
において、歪の無い状態の投影画像に対する前記検出部
の歪分布特性を表す歪補正データを記憶する記憶手段
と、前記複数の歪投影画像におけるある歪投影画像上の
少なくとも１点を指定する第１の指定手段と、この第１
の指定手段により指定された第１の指定点の座標位置を
前記歪補正データに基づいて歪補正する第１の歪補正手
段と、歪補正された第１の指定点に対応し且つ前記対象
部位の同一領域から投影したと想定される他の歪投影画
像上での対応点を通るラインを設定する設定手段と、設
定されたラインを複数に分割し、分割した線分の両端の
点の座標位置を前記歪補正データに基づいて前記他の歪
投影画像上での座標位置に変換する変換手段と、座標位
置が変換された各分割点を繋ぐ折れ線を設定し、この折
れ線を前記他の歪投影画像上に表示する設定表示手段
と、前記折れ線上において前記第１の指定点に対応する
点を指定する第２の指定手段と、この第２の指定手段に
より指定された第２の指定点の座標位置を歪補正する第
２の歪補正手段と、少なくとも前記第１の歪補正手段に
より歪補正された第１の指定点及び前記第２の歪補正手
段により歪補正された第２の指定点に基づいて、前記第
１の指定点が指定された歪投影画像の座標系及び前記第
２の指定点が指定された他の歪投影画像の座標系を同一
の座標系として関連付ける関連付け手段と、この関連付
けた座標上で前記対象部位を再構成する再構成手段とを
備えている。

【００２６】特に、請求項９に記載した発明では、前記
対象部位は、前記被検体の血管等の３次元管状体であ
る。

【００２７】特に、請求項１０に記載した発明では、前
記第２の歪補正手段は、前記第２の指定点の座標位置を
前記歪補正データに基づいて補正するようになってお
り、請求項１１に記載した発明では、前記第２の歪補正
手段は、前記歪補正された第２の指定点の座標位置を、
前記第２の指定手段により指定された第２の指定点の位
置及びこの第２の指定点と当該指定点に隣接する分割点
との距離に基づいて補正するようになっている。

【００２８】そして、前記目的を達成するため請求項１
２に記載した発明では、放射線源と、この放射線源から
放射された放射線を検出する検出部とを少なくとも１組
有し、前記放射線源から放射された放射線により被検体
の対象部位を複数方向から投影して前記検出部により当
該対象部位の複数の投影画像を得る画像撮影装置を備
え、前記複数の投影画像には前記検出部に起因した歪が
混在しており、当該歪の混在した複数の歪投影画像に基
づいて前記対象部位の３次元画像を再構成する医用診断
システムにおいて、歪の無い状態の投影画像に対する前
記検出部の歪分布特性を表す歪補正データを記憶する記
憶手段と、前記複数の歪投影画像及び前記歪補正データ
に基づいて前記３次元画像を再構成する再構成演算手段
とを備え、前記再構成演算手段は、歪補正処理及び逆投
影演算処理を含んでいる。

【００２９】特に、請求項１３に記載した発明によれ
ば、前記再構成演算手段は、前記３次元画像を構成する
各ボクセルの各投影方向に沿った投影面上の投影点を求
める手段と、求められた投影点の座標位置を前記歪補正
データに基づいて前記歪投影画像における座標位置に変
換する変換手段と、この変換手段により求められた座標
位置の濃度値を求める手段と、濃度値が求められた各投
影点を逆投影して前記各ボクセルの濃度値を求めて前記
３次元画像を再構成する逆投影演算手段とを備えてい
る。

【００３０】また、請求項１４に記載した発明によれ
ば、前記放射線はＸ線であり、前記検出部はＩ．Ｉ．
（イメージインテンシファイヤ）及びＴＶカメラを有す
るとともに、前記投影画像に混在する歪は、前記Ｉ．
Ｉ．の構造及び地磁気の少なくとも一方に起因して発生
する幾何学的歪である。

【００３１】さらに、前記目的を達成するため請求項１
５に記載した発明では、放射線源と、この放射線源から
放射された放射線を検出する検出部とを少なくとも１組
有し、前記放射線源から放射された放射線により被検体
の対象部位を複数方向から投影して前記検出部により当
該対象部位の複数の投影画像を得る画像撮影装置を備
え、前記複数の投影画像には前記検出部に起因した歪が
混在しており、当該歪の混在した複数の歪投影画像に基
づいて前記対象部位の３次元画像を再構成する３次元画
像再構成方法において、歪の無い状態の投影画像に対す
る前記検出部の歪分布特性を表す歪補正データを記憶す
るステップと、前記３次元画像を構成する各ボクセルの
各投影方向に沿った投影面上の投影点を求めるステップ
と、求められた投影点の座標位置を前記歪補正データに
基づいて前記歪投影画像における座標位置に変換するス
テップと、このステップにより求められた座標位置の濃
度値を求めるステップと、濃度値が求められた各投影点
を逆投影して前記各ボクセルの濃度値を求めて前記３次
元画像を再構成するステップとを備えている。

【００３２】請求項１乃至７、及び１４に記載した発明
によれば、画像撮影装置の放射線源及び検出部により得
られた被検体の対象部位の投影画像には、検出部の例え
ばＩ．Ｉ．の構造等に起因して発生した幾何学的歪が混
在している。このような歪が混在した歪投影画像を用い
て対象部位の医用診断情報を生成する場合、記憶手段に
より予め歪の無い状態の投影画像に対する検出部の歪分
布特性を表す歪補正データが記憶されている。続いて、
歪投影画像を歪補正するのではなく、まず、抽出手段に
より、歪投影画像から対象部位に係わる所定の領域が抽
出される。そして、歪補正手段により抽出された領域の
例えば座標位置が歪補正データに基づいて、例えば歪の
無い状態の投影画像における座標位置に変換される（歪
補正される）。つまり、歪補正されるのは、抽出手段に
より抽出された領域であって、歪投影画像全体ではな
い。最後に、診断情報生成手段により、歪補正された抽
出領域に基づいて対象部位の診断情報が生成される。

【００３３】また、請求項８乃至１１、及び１４記載の
発明によれば、画像撮影装置の少なくとも１組の放射線
源及び検出部により得られた被検体の対象部位（例えば
血管等の３次元管状体）の投影画像には、検出部の例え
ばＩ．Ｉ．の構造等に起因して発生した幾何学的歪が混
在している。このような歪が混在した歪投影画像を用い
て３次元管状体の３次元画像を再構成する場合、記憶手
段により予め歪の無い状態の投影画像に対する検出部の
歪分布特性を表す歪補正データが記憶されている。そし
て、第１の指定手段により、複数の歪投影画像における
ある歪投影画像上の少なくとも１点が指定される。しか
し、この指定点は、歪画像上の点であるため歪を含んで
いる。したがって、第１の歪補正手段により、指定され
た第１の指定点の座標位置が歪補正データに基づいて歪
補正される。次いで、歪補正された第１の指定点に対応
し且つ管状体の同一領域から投影したと想定される他の
歪投影画像上での対応点を通るライン（エピポーラライ
ン）が設定手段により設定される。このとき、設定され
たラインは、歪補正された（歪の無い状態での）ライン
であるため、このラインは前記他の歪投影画像上におい
ては歪むはずである。したがって、当該ラインの歪投影
画像上における正確な位置を求めるためには、そのライ
ンを他の投影画像の歪分布に合わせて歪ませなければな
らない。したがって、変換手段により、設定されたライ
ンが複数に分割され、分割された線分の両端の点の座標
位置が歪補正データに基づいて当該他の歪投影画像上で
の座標位置に変換される。そして、設定表示手段によ
り、座標位置が変換された各分割点を繋ぐ折れ線が設定
される。つまり、上記設定手段により設定されたライン
を歪投影画像に適合するように折れ線近似され、この折
れ線が他の歪投影画像上に表示される。

【００３４】そして、第２の指定手段により、当該折れ
線上において第１の指定点に対応する点が指定される。
なお、この指定点も、歪画像上の点であるため歪を含ん
でいるため、指定された第２の指定点の座標位置が、例
えば前記歪補正データに基づいて補正される。こうし
て、歪補正された第１の指定点及び歪補正された第２の
指定点が得られたため、関連付け手段により、その第１
の指定点及び第２の指定点に基づいて、当該第１の指定
点が指定された歪投影画像の座標系及び第２の指定点が
指定された他の歪投影画像の座標系が同一の座標系とし
て関連付けられ、この関連付けられた座標上で前記３次
元管状体が再構成される。

【００３５】さらに、請求項１２乃至１５記載の発明の
作用を図２８に基づいて説明する。画像撮影装置の少な
くとも１組の放射線源及び検出部により得られた（デー
タ収集された）被検体の対象部位の投影画像には、検出
部の例えばＩ．Ｉ．の構造等に起因して発生した幾何学
的歪が混在している。このような歪が混在した歪投影画
像を用いて対象部位の３次元画像を再構成する場合、記
憶手段により予め歪の無い状態の投影画像に対する検出
部の歪分布特性を表す歪補正データが記憶されている。
続いて、歪投影画像を歪補正してから再構成を行なうの
ではなく、再構成手段により、歪補正処理及び逆投影演
算処理の両方を同時に行なって、複数の歪投影画像及び
歪補正データに基づいて３次元画像が再構成されるよう
になっている。

【００３６】すなわち、再構成演算手段は、３次元画像
を構成する全てのボクセルの全ての投影方向に沿った投
影面上の投影点（この投影点は、歪の無い投影画像のも
のである）を求め、求めた投影点の座標位置を歪補正デ
ータに基づいて歪投影画像における座標位置を求める。
そして、変換した座標位置の濃度値を求める。

【００３７】最後に濃度値が求められた各投影点が逆投
影演算手段により逆投影されて各ボクセルの濃度値が求
められ、３次元画像が再構成される。

【００３８】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施形態を添付図
面を参照して説明する。

【００３９】（第１実施形態）図１は、本発明に基づく
医用診断システムを示すブロック図である。図１に示す
システムは、２次元Ｘ線検出器としてＩ．Ｉ．を用いた
Ｘ線画像撮影装置１と、このＸ線画像撮影装置１に接続
され、Ｘ線画像撮影装置１により撮影（収集）された投
影画像（Ｘ線画像）から臨床解析情報等の医用診断情報
を生成する医用診断情報生成装置２とを備えている。

【００４０】Ｘ線画像撮影装置１は、例えば被検体を載
置可能且つ当該被検体の体軸方向にスライド可能な天板
を備えた寝台と、ＣアームやΩアーム等の屈曲アームを
１系統有し、当該アームの両端に、Ｘ線管と略円形のＸ
線検出面を有するＩ．Ｉ．及びＴＶカメラを有するＩ．
Ｉ．／ＴＶ系（撮像部）とが被検体を挟んで互いに対向
するように配置されたシングルプレーン撮影部とを備え
ており、Ｘ線管から曝射され被検体を透過したＸ線を撮
像部により検出して投影画像（Ｘ線画像）を撮影するよ
うになっている。

【００４１】一方、医用診断情報生成装置２は、図１に
示す如く、投影画像を格納する画像データ格納ユニット
１０と、撮影条件（Ｉ．Ｉ．−Ｘ線管焦点間距離、拡大
率、Ｉ．Ｉ．サイズ、撮影位置、撮影角度等）等の画像
に付帯する情報（付帯情報）を格納する付帯情報格納ユ
ニット１１と、被検体の投影画像から当該被検体の臨床
解析情報を生成するＣＰＵを備えた処理プロセッサ１２
と、後述するＴＶモニタ２４ａ上の位置情報を入力可能
なマウス、トラックボールや数値情報等を入力可能なキ
ーボードを有した入力器１３と、ＴＶモニタ１４ａを備
えた表示器１４と、この装置２の処理に必要なプログラ
ムメモリ領域、ワークメモリ領域、表示メモリ領域、及
び投影画像データを付帯情報付きで記憶可能な画像情報
メモリ領域等の種々のメモリ領域を有する例えばハード
ディスクや光ディスク等の大容量メモリ（メモリ）１５
とを備え、処理プロセッサ１２、入力器１３、表示器１
４、及びメモリ１５は、バス１６により互いに通信可能
に接続されている。

【００４２】また、メモリ１５のワークメモリ領域に
は、従来例で述べたように、例えばクロスバーファント
ムをＩ．Ｉ．のＸ線検出面（前面）に取り付けて撮影を
行なうことにより撮影角度毎に求められた、Ｉ．Ｉ．の
歪分布特性を表す歪補正データが撮影角度毎に記憶され
ている。すなわち、この歪補正データとして、歪の無い
格子点（座標）の位置データ及び歪んだ格子点（座標）
の位置データとがそれぞれ対応して記憶されている。

【００４３】なお、画像データ格納ユニット１０及び付
帯情報格納ユニット１１は基本的に画像や付帯データを
一時的に記憶する一時記憶媒体であり、保存する必要が
あれば、各撮影もしくは検査終了時に画像データ格納ユ
ニット１０に格納された画像データを付帯情報格納ユニ
ット１１に格納された付帯情報付きでメモリ１５に記憶
させるようになっている。

【００４４】次に本実施形態の全体動作について説明す
る。

【００４５】本実施形態においては、目的の部位に対し
て臨床解析を行なう場合について説明する。

【００４６】上述した臨床解析を行なうにあたり、目的
の部位を強調した画像を生成するために、Ｘ線画像撮影
装置１により被検体の造影剤注入撮影を行なうとする。
すなわち、Ｘ線画像撮影装置１により被検体の造影剤注
入前のＸ線画像及び造影剤注入後のＸ線画像がそれぞれ
撮影される。これらのＸ線画像は、画像データ格納ユニ
ット１０に送られ、格納される。また、造影剤注入前Ｘ
線画像撮影及び造影剤注入後Ｘ線画像撮影に係わる撮影
条件（なお、この場合、同一の撮影条件で撮影されてい
る）も、それぞれ付帯情報格納ユニットに送られ、格納
される。

【００４７】Ｘ線画像撮影装置１により造影剤注入前Ｘ
線画像及び造影剤注入後Ｘ線画像が撮影された後、例え
ば入力器１３からの処理指令に応じて、処理プロセッサ
１２は、全体として図２に示す処理を行なう。すなわ
ち、処理プロセッサ１２は、前処理（ステップＳ１）、
境界抽出処理（ステップＳ２）、歪補正処理（ステップ
Ｓ３）、臨床解析（ステップＳ４）を順次行なって、目
的の部位の臨床解析を行なう。

【００４８】以下、目的部位の臨床解析として血管の狭
窄率計算及び左心室の容積計算を行なう場合での図２に
示した処理プロセッサ１２の処理を図３及び図７を用い
て説明する。

【００４９】（１）血管の狭窄率計算を行なう場合。処理プロセッサ１２は、最初に、次段の境界抽出処理を
容易に行なうための前処理であるサブトラクション処理
及びスムージング処理を行なう。すなわち、処理プロセ
ッサ１２は、画像データ格納ユニット１０から、同一撮
影条件で撮影された造影剤注入後Ｘ線画像Ｉ1 及び造影
剤注入前Ｘ線画像Ｉ2 をそれぞれ読み出し、当該造影剤
注入後Ｘ線画像Ｉ1 と造影剤注入前Ｘ線画像Ｉ2 との差
分演算処理（サブトラクション処理；ＤＳＡ（Digital
Subtraction Angiography ））を行なう。この結果、血
管以外の領域が消去され、血管が強調された画像が得ら
れる。なお、このサブトラクション処理は主として血管
や食道等が目的部位であるときに行なわれる。サブトラ
クション処理を行なった後で処理プロセッサ１２は、サ
ブトラクション画像に対してノイズの影響を抑制するた
めのスムージング処理を行ない、前処理を終了する（ス
テップＳ１０）。なお、ステップＳ１０（前処理）にお
けるサブトラクション処理及びスムージング処理は、上
述したように次段の境界抽出処理を容易に行なうための
処理であり、その目的の部位によっては、前処理（サブ
トラクション処理及びスムージング処理）のどちらか一
方あるいは両方とも省略することができる。また、この
前処理後のＸ線画像（血管のサブトラクション画像；但
し歪がある）は、必要に応じて表示器１４のＴＶモニタ
１４ａに送られ、表示される（図４参照）。

【００５０】続いて処理プロセッサ１２は、前処理が施
されて血管が強調された画像に対し、境界抽出処理（輪
郭抽出処理）を行なう。境界抽出には、これまでに種々
のアルゴリズムが提案されているが、本実施形態では、
オーソドックスなものを用いて行なう。すなわち、処理
プロセッサ１２は、前処理後の強調画像に対し、各ピク
セルの濃度値の微分（差分）をとってその微分値（差分
値）が所定レベル以上の領域（ピクセル）を例えば閾値
処理により抽出する。そして、抽出された領域を細線化
して当該目的部位の輪郭（境界）を抽出する（ステップ
Ｓ１１）。但し、一般的には上述したオーソドックスな
アルゴリズムで実際の画像から境界を抽出すると、正確
に抽出することができない場合も多い。そこで、前処理
後のＸ線画像が表示されたモニタ１４ａ上で境界の一部
を入力器１３のマウスやトラックボール等で指定し、そ
の指定された位置情報（データ）に基づいて境界の存在
範囲を限定する方法や、境界の連続性を利用する方法、
及び局所的に閾値を変化させて場所による濃度値の変化
に対応させる方法等多くのアルゴリズムが提案されてお
り、どのアルゴリズムに基づいて境界抽出処理を行なっ
てもよい。

【００５１】そして、処理プロセッサ１２は、ステップ
Ｓ１１の処理により抽出された境界（歪画像上の境界）
上における狭窄率を計算するために必要な狭窄部の境界
点（図４中Ｊ，Ｋ）及びその狭窄部近傍での正常部の境
界点（Ｆ，Ｇ，Ｈ，Ｉ）のみを歪補正して、上述した狭
窄部の境界点Ｊ，Ｋ及び正常部の境界点Ｆ，Ｇ，Ｈ，Ｉ
の歪補正後の境界点（Ｊa ，Ｋa 及びＦa ，Ｇa ，Ｈa
，Ｉa ）を求める。なお、上記狭窄部の境界点及び狭
窄部近傍の正常部の境界点は、境界抽出処理を行なって
処理プロセッサ１２が自動的に設定してもよく、また、
オペレータが例えばマウスやトラックボール等の入力器
１３でモニタ１４ａ上で指定し、処理プロセッサ１２が
その指定データを読み込むようにしてもよい（ステップ
Ｓ１２）。ステップＳ１２の歪補正処理について、特に
歪画像上の境界点Ｊに対応する歪の無い画像上での境界
点Ｊa （の位置）を求める手順を図５（ａ）及び図５
（ｂ）並びに図６用いて説明する。なお、図５（ａ）
は、歪画像上の境界点Ｊ及びそのＪの周囲の格子点Ａ
（Ｊ）〜Ｄ（Ｊ）を示し、図５（ｂ）は、歪画像上での
格子点Ａ（Ｊ）〜Ｄ（Ｊ）に対応する歪の無い画像上で
の格子点ａ（Ｊ）〜ｄ（Ｊ）及び歪の無い画像上での点
Ｊに対応する点Ｊa をそれぞれ示す。

【００５２】すなわち、処理プロセッサ１２は、歪画像
が得られた撮影条件（撮影角度）に応じてメモリ１５に
記憶された歪補正データから当該撮影角度に対応する歪
補正データを選択し、当該歪画像上での境界点Ｊと、境
界点Ｊの周囲の歪画像上の格子点Ａ（Ｊ）〜Ｄ（Ｊ）と
の位置関係を選択した歪補正データに基づいて求める
（ステップＳ１２ａ）。

【００５３】続いて、処理プロセッサ１２は、歪の無い
画像上の格子点ａ（Ｊ）〜ｄ（Ｊ）と歪の無い画像上で
の点Ｊａとが、求められた格子点Ａ（Ｊ）〜Ｄ（Ｊ）と
境界点Ｊとの位置関係と略同等の位置関係となるよう
に、当該点Ｊa の位置を決定する（ステップＳ１２
ｂ）。

【００５４】この処理を所要数の境界点（Ｊ，Ｋ，Ｆ，
Ｇ，Ｈ，Ｉ）に対して行なうことにより、歪補正された
境界点（Ｊa ，Ｋa ，Ｆa ，Ｇa ，Ｈa ，Ｉa ）の位置
が求まる。

【００５５】そして、処理プロセッサ１２は、歪補正さ
れた狭窄部の境界点Ｊa ，Ｋa 及び正常部の境界点Ｆa
，Ｇa ，Ｈa ，Ｉa に基づいて狭窄部の血管幅Ｌs 及
び正常部の血管幅Ｌ_nを求め（ステップＳ１３）、求め
られた狭窄部の血管幅Ｌ_s及び正常部の血管幅Ｌ_nに基
づいて狭窄率（Ｓ_a：単位％）を次に示す（１）式によ
り算出する（ステップＳ１４）。

【００５６】

【数１】この結果、血管の狭窄率が求められる。

【００５７】（２）左心室の容積計算を行なう場合。処理プロセッサ１２は、血管の狭窄率計算を行なう場合
と同様に、次段の境界抽出処理を容易に行なうための前
処理を行なう。すなわち、造影剤注入後Ｘ線画像Ｉ1 と
造影剤注入前Ｘ線画像Ｉ2 との差分演算処理（サブトラ
クション処理）を行なって、左心室以外の領域を消去
し、左心室が強調された画像を得る。そして、そのサブ
トラクション画像に対しスムージング処理を施す（図
７、ステップＳ２０）。なお、サブトラクション画像
は、表示器１４のＴＶモニタ１４ａに送られ、表示され
ている（図８（ａ）参照）。

【００５８】続いて処理プロセッサ１２は、ステップＳ
１１と同様に、前処理後のサブトラクション画像に対
し、各ピクセルの濃度値の微分（差分）をとってその微
分値（差分値）が所定レベル以上の領域（ピクセル）を
例えば閾値処理により抽出し、抽出された領域を細線化
して左心室の境界を抽出する（ステップＳ２１）。

【００５９】次いで、処理プロセッサ１２は、例えばオ
ペレータからマウスやトラックボール等の入力器１３で
サブトラクション画像上で指定されることにより認識さ
れた心尖部及び大動脈弁の位置を認識し、それらの位置
から当該左心室の長軸を決定する。そして、予め定めら
れた、あるいはオペレータからキーボード等の入力器１
３により入力された分割数（本実施形態では２０とす
る）に基づいて左心室を長軸に垂直な断面で分割するた
めの境界点（Ｔ1 〜Ｔ20及びＳ1 〜Ｓ20）を求める（ス
テップＳ２２）。

【００６０】続いて処理プロセッサ１２は、ステップＳ
２２の処理により抽出された境界点（Ｔ1 〜Ｔ20及びＳ
1 〜Ｓ20）のみを、上述したステップＳ１２（ステップ
Ｓ１２ａ〜ステップＳ１２ｂ）と同様に歪補正して、上
述した境界点（Ｐ1 〜Ｐ20及びＴ1 〜Ｔ20）の歪補正後
の境界点（Ｐ1a〜Ｐ20a 及びＴ1a〜Ｔ20a ）を求める。

【００６１】そして、処理プロセッサ１２は、歪補正さ
れた境界点（Ｐ1a〜Ｐ20a 及びＴ1a〜Ｔ20a ）に基づい
て長軸に垂直な２０個の断面の直径（Ｒ1 〜Ｒn 〜Ｒ2
0）をそれぞれ求め（ステップＳ２４）、求められた直
径（Ｒ1 〜Ｒn 〜Ｒ20）から各断面の面積（Ｓ1 〜Ｓn
〜Ｓ20）を求める。次いで、図８（ｂ）に示すように、
これらの断面をそれぞれ微小高さΔｈを有する円柱もし
くは円錐台として重ね合わせることにより、左心室の容
積Ｖa を求める（ステップＳ２５）。この結果、左心室
の容積が求められる。

【００６２】以上述べたように、本実施形態によれば、
（１）血管の狭窄率計算及び（２）左心室の容積計算等
の臨床解析を行なう場合において、当該臨床解析の前処
理として歪補正を行なうのではなく、歪補正より先に目
的の部位の輪郭（境界）を抽出し、その境界上において
臨床解析（狭窄率計算、容積計算）に必要な点（境界点
等）を抽出しているため、歪補正処理に伴う高周波成分
の劣化の無い画像に基づいて輪郭抽出処理（境界抽出処
理）を行なうことができる。この結果、目的部位のより
正確な輪郭が得られる。

【００６３】また、輪郭抽出処理を行なった後に行なう
歪補正処理は、臨床解析に必要な点（境界点）のみに対
して行なっているため、従来のような画像全体に対して
歪補正を行なった場合に比べて、非常に高速に歪補正を
行なうことができ、その結果、臨床解析全体も非常に高
速に行なうことができる。

【００６４】なお、臨床解析として単純に２点（Ｘ，
Ｙ）間の距離を求める場合には、上述した狭窄率計算等
の場合と同様に、点Ｘ及びＹのみに歪補正を施し、その
後２点（Ｘ，Ｙ）間の距離を求めればよい。

【００６５】また、本実施形態では、造影像に対する臨
床解析を中心に説明したが、本発明はこれに限定される
ものではなく、例えば胆道のような他の臓器にも適用可
能である。

【００６６】（第２実施形態）図９は、本発明に基づく
医用診断システムを示すブロック図である。本実施形態
の医用診断システムは、被検体を少なくとも２方向から
撮影して得られた少なくとも２方向の投影像の互いの対
応関係と撮影系の幾何学的条件とから、被検体の対象部
位（血管のような管状物体、動脈瘤のような楕球形又は
球形物体、あるいは動脈瘤の入り口のような１点等）を
再構成する際に用いられる。

【００６７】上述した２方向の投影像を「Ｆ(Frontal)
像」及び「Ｌ(Lateral) 像」という。なお、その他にも
「投影像１，投影像２」や「Projection1 ，Projection
2 」等とも呼ばれる。

【００６８】したがって、図９に示したＸ線画像撮影装
置１ａは、最低２方向からの投影像を撮影可能な装置で
なければならず、第１実施形態で述べたシングルプレー
ン撮影部を備えたＸ線画像撮影装置１では、そのシング
ルプレーン撮影部の屈曲アームが被検体の回りに回転可
能な構成であればよい。また、Ｘ線画像撮影装置１ａと
して、シングルプレーン撮影部におけるＸ線管，Ｉ．
Ｉ．／ＴＶ系，及び屈曲アームを２系統有するバイプレ
ーン撮影部を備えた装置でもよい。なお、本実施形態に
おけるＸ線画像撮影装置１ａは、バイプレーン撮影部を
有する撮影装置とし、Ｆ像を撮影する撮影系を撮影系Ｆ
1 ，Ｌ像を撮影する撮影系を撮影系Ｌ1 とする。また、
撮影系Ｆ1 におけるＸ線管をＸ線管Ｘ1 とし、撮影系Ｌ
1 におけるＸ線管をＸ線管Ｘ2 とする。

【００６９】また、表示器１４は、本実施形態ではＦ像
及びＬ像を同時に表示可能なように２つのＴＶモニタ１
４Ａ（Ｆ像表示用）及びＴＶモニタ１４Ｂ（Ｌ像表示
用）を有し、メモリ１５には、撮影系Ｆ1 及びＬ1 毎
に、それぞれの撮影角度に応じて上述した歪補正データ
が記憶されている。

【００７０】次に本実施形態の全体動作について説明す
る。なお、本実施形態では説明を簡単化するために、異
なる２方向の投影像を用いて管状物体（血管）の再構成
を行なうものとする。

【００７１】上述した管状物体として例えば血管を再構
成する場合、予め上記血管の投影像は、造影の後、Ｘ線
画像撮影装置１ａの撮影系Ｆ1 及び撮影系Ｌ1 により異
なる２方向から撮影される（図１０参照）。撮影された
異なる２方向の投影像（Ｆ像及びＬ像）は、それぞれ画
像データ格納ユニット１０に送られ、格納される。ま
た、Ｆ像及びＬ像に係わる撮影条件も、それぞれ付帯情
報格納ユニットに送られ、格納される。

【００７２】Ｘ線画像撮影装置１によりＦ像及びＬ像が
撮影された後、医用診断システムは、全体で図１１に示
す処理を行なう。すなわち、診断装置の処理プロセッサ
１２は、画像データ格納ユニット１０から、Ｆ像及びＬ
像をそれぞれ読み出して表示器１４のＴＶモニタ１４Ａ
及び１４Ｂに送る。この結果、ＴＶモニタ１４ＡにはＦ
像が、ＴＶモニタ１４ＢにはＬ像がそれぞれ表示される
（ステップＳ３０、なお、これらの画像には歪があ
る）。このとき、オペレータは、Ｆ像及びＬ像の内のど
ちらか一方の投影像（以下、本実施形態ではＦ像を選択
したとする）上において、入力器１３のマウスやトラッ
クボール等を操作して血管中心軸上の１点Ａ1aを指定す
る。また、Ｆ像上において例えばオペレータが実測する
ことにより点Ａ1aにおける血管の幅Ｒf を求め、入力器
１３のキーボード等から入力する。処理プロセッサ１２
は、指定された点Ａ1aの位置データ及び血管幅データＲ
f を読み込む（ステップＳ３１）。

【００７３】続いて処理プロセッサ１２は、第１実施形
態のステップＳ１２ａ及びステップＳ１２ｂで述べた手
順により、Ｆ像の撮影角度に対応する歪補正データをメ
モリ１５から選択し、この歪補正データに基づいて歪画
像であるＦ像上の点Ａ1aを歪補正して、Ｉ．Ｉ．での収
集により歪む前の点Ａ1 を求める（ステップＳ３２）。
なお、この歪んだＦ像上での点Ａ1a及び歪む前の（歪の
無い）Ｆ像上での点Ａ1aに対応する点Ａ1 を図１２
（ａ）及び（ｂ）に示す（図１２（ａ）は歪の無いＦ像
を仮想的に示している）。そして、Ｘ線画像撮影装置１
ａは、歪補正された点Ａ1 と撮影系Ｆ1 のＸ線管Ｘ1 の
焦点を結ぶ線を撮影系Ｌ1 のＸ線管Ｘ2 で投影し、投影
された線分（なお、この線分をエピポーラライン（Epip
olar Line ）と呼ぶ）の投影データを得る。この投影デ
ータは、処理プロセッサ１２に送られる（ステップＳ３
３）。

【００７４】ここで、上記エピポーララインを歪の無い
Ｌ像上で仮想的に示す（図１２（ｃ）参照）。すなわ
ち、Ｌ像に歪が無ければ、オペレータにより指定され、
ステップＳ３１で読み込まれた点Ａ1aはこのエピポーラ
ライン上にあり、そのエピポーララインをそのまま用い
て後述する投影点Ａ2 を求めることができる。しかしな
がら、Ｌ像にも歪が生じているため、以下の処理により
歪画像上でのエピポーララインを求め、そのエピポーラ
ラインから後述する投影点Ａ2 を求めている。

【００７５】すなわち、処理プロセッサ１２は、投影さ
れたエピポーラライン（の投影データ）を所定の長さ
（ΔＬ）で分割し、分割した端点ｖn （n=1,2,…）の位
置データを求める。そして、各端点ｖn の位置データに
基づいて、当該各端点ｖn の歪画像上での位置をそれぞ
れ求める（ステップＳ３４）。

【００７６】ステップＳ３４の処理について、特に歪の
無いエピポーラライン上のある分割点ｖn に対応する歪
画像上での分割点Ｗn の位置を求める手順を図１２
（ｃ）及び図１２（ｄ）並びに図１３用いて説明する。
なお、図１２（ｃ）には、歪の無いエピポーラライン上
の点ｖn 及びその周囲の格子点Ａv 〜Ｄv が示され、図
１２（ｄ）には、格子点Ａv 〜Ｄv に対応する歪画像上
での格子点Ａw 〜Ｄw 及び歪画像上での点ｖn に対応す
る点ｗn がそれぞれ示されている。

【００７７】すなわち、処理プロセッサ１２は、Ｌ像の
撮影角度に対応する歪補正データをメモリ１５から選択
し、この歪補正データに基づいてエピポーラライン上の
点ｖn と、点ｖn の周囲の格子点Ａv 〜Ｄv との位置関
係を求める（ステップＳ３４ａ）。

【００７８】続いて、処理プロセッサ１２は、歪画像上
の格子点Ａw 〜Ｄw と歪画像上での点ｗn とが、求めら
れた格子点Ａv 〜Ｄv と点ｖn との位置関係と略同等の
位置関係となるように、当該点ｗn の位置を決定する
（ステップＳ３４ｂ）。

【００７９】この処理をエピポーラライン上の点ｖn (n
=1,2, …) に対して行なうことにより、歪画像上での点
ｗn (n=1,2, …) の位置が求まる。

【００８０】そして、処理プロセッサ１２は、Ｌ像上に
上記歪画像上の点ｗn (n=1,2, …)を結ぶ折れ線として
歪エピポーララインを表示する（ステップＳ３５、図１
２参照）。ここで、オペレータは、入力器１３のマウス
やトラックボール等を操作して、歪エピポーラライン上
においてステップＳ３１で指定された血管中心Ａ1aと同
一の位置から投影した点Ａ2aを指定する。処理プロセッ
サ１２は、指定された点Ａ2aの位置データを読み込む
（ステップＳ３６）。

【００８１】続いて処理プロセッサ１２は、第１実施形
態のステップＳ１２ａ及びステップＳ１２ｂで述べた手
順により、Ｌ像の撮影角度に対応する歪補正データをメ
モリ１５から選択し、この歪補正データに基づいて歪画
像であるＬ像上の点Ａ2aを歪補正して、Ｉ．Ｉ．での収
集により歪む前の点Ａ2 を求める（ステップＳ３７、図
１２（ｄ）参照）。このとき、Ｌ像上において例えばオ
ペレータが実測することにより、点Ａ2aにおける血管の
幅ＲL を求め、入力器１３のキーボード等から入力す
る。処理プロセッサ１２は、入力された血管幅データＲ
L を読み込む（ステップＳ３８）。

【００８２】次いで、処理プロセッサ１２は、図１４に
示すように、求められた点Ａ1 及び点Ａ2 をそれぞれの
Ｘ線パスに沿って逆投影し、その交点Ｙ1 の三次元座標
を求める（ステップＳ３９）。続いて、求められた交点
Ｙ1 の三次元座標を中心に、血管の幅Ｒf 、ＲL のどち
らか一方を直径とする円もしくはＲf 、ＲL を長軸、短
軸とする楕円として血管断面を再構成する（ステップＳ
４０）。

【００８３】そして、医用診断情報生成装置２は、上述
したステップＳ３０〜ステップＳ４０の処理を血管に沿
って必要な数だけ繰り返すことにより（ステップＳ４
１）、血管は、図１４に破線で示すようなパイプを繋げ
た形状として再構成される。

【００８４】以上述べたように、本実施形態によれば、
血管を再構成する場合、歪画像であるＦ像上で指定され
た血管中心点Ａ1aを歪補正して歪が生じる前の血管中心
点Ａ1 を求め、この血管中心点Ａ1 に基づいて歪が生じ
る前のエピポーララインを求めることができる。そし
て、求められたエピポーララインが表示されるＬ像も歪
画像であることを考慮して、当該エピポーララインが歪
画像上でどのように歪んで表示されるかを分割点の歪補
正処理により求めて歪エピポーララインを表示し、この
歪エピポーラライン上の上記指定点Ａ1aに対応する点Ａ
2aを再度歪補正することにより、Ｌ像における歪が生じ
る前の血管中心点Ａ2 を求めることができる。この結
果、歪が生じる前の血管中心点Ａ1 （Ｆ像）及びＡ2
（Ｌ像）を用いて逆投影により正確な交点の三次元座標
を求めることができ、この三次元座標に基づいて血管断
面を再構成することができる。

【００８５】すなわち、従来は、画像全体を補正するの
に時間がかかったが、本発明によれば、目的の領域
（点）のみを補正するだけでよいため、処理が大幅に軽
減され、高速化が可能になる。

【００８６】なお、本実施形態では、最初のステップＳ
３１において、Ｆ像上で血管中心軸上の１点を指定した
が、本発明はもちろんこれに限定されるものではなく、
Ｌ像上で血管中心軸上の１点を指定してもよい。この場
合、上述した説明でＦ像とした部分はＬ像となり、Ｌ像
とした部分はＦ像となる。

【００８７】また、第１実施形態の血管の狭窄率計算に
おいて血管の幅を歪を考慮して補正したように、本実施
形態においても、血管の幅Ｒf ，ＲL を歪を考慮して補
正してもよい。このように補正することにより、より正
確な血管の幅を求めることができ、その結果、血管再構
成の精度がより向上する。

【００８８】さらに、本実施形態の図１１のステップＳ
３７の処理において、Ｌ像上の点Ａ2aを歪補正データに
基づいて再度歪補正しているが、図１５（ａ）及び
（ｂ）に示すように、分割した線分内で補間を用いて近
似してもよい。すなわち、図１５（ａ）に示すように、
点Ａ2aは、ステップＳ３４で求められた互いに隣接する
分割点ｗk 及びｗk+1 （k,k+1<n ）の間にあり、点Ａ2a
〜分割点ｗk 間の距離をｓ1 ，点Ａ2a〜分割点ｗk+1 間
の距離をｔ1 とすると、

【数２】の関係にあるとする。

【００８９】このとき、点Ａ2 は、分割点ｗk に対応す
る分割点ｖk と分割点ｗk+1 に対応する分割点ｖk+1 と
の間にあり、その位置は、点Ａ2 〜分割点ｖk 間の距離
をｓ2 ，点Ａ2 〜分割点ｖk+1 間の距離をｔ2 とする
と、

【数３】を満足すると推定される。したがって、分割点ｖk 及び
分割点ｖk+1 の位置，及びｍ，ｎを用いて１次補間を行
なうことにより、点Ａ2 が近似的に求められる。

【００９０】ステップＳ３７の処理と上述した線分比に
よる１次補間（１回）を用いた近似処理とを比較する
と、ステップＳ３７の処理では、従来のステップＳ１０
１〜ステップＳ１０２ｃの処理で説明したように１次補
間の数が３回必要であるが、上述した線分比による近似
処理では１次補間の数は１回ですむので、非常に高速な
処理が可能になる。

【００９１】さらにまた、本実施形態では、図１１のス
テップＳ３４に示したように、エピポーララインの分割
幅（間隔）を一定値ΔＬとしているが、歪量は投影像上
での位置（場所）によって変わってくるため、ΔＬを、
その分割位置が投影像上においてどの位置にあたるかに
よって変化させることも可能である。一般に、歪量は、
投影像の中心では小さく、周辺にいくに連れて大きくな
るので、投影像中心付近では分割間隔ΔＬを大きくして
も、描かれる歪エピポーララインには、ほとんど影響を
与えないと推定できる。つまり、一定のΔＬで分割して
図１１のステップＳ３５の処理により得られる歪エピポ
ーララインと、例えば投影像中心付近で分割間隔ΔＬを
大きくして得られた歪エピポーララインとの間には、大
きな誤差は生じない。

【００９２】したがって、図１６に示すように、ΔＬの
間隔を投影像上での位置（図１６では、画像中心からの
距離Ｒ（mm）をパラメータとしている）によって変化さ
せる（ΔＬ（Ｒ））ことにより、演算量を減らすことが
でき、高速処理が可能になる。

【００９３】なお、本実施形態では、対象部位として管
状物体（血管）を再構成する場合について説明したが、
本発明はこれに限定されるものではなく、上述したよう
に、動脈瘤のような楕球形又は球形物体等の各種形状物
体や、動脈瘤の入り口のような所定の１点を対象部位と
して再構成を行なう場合についても適用可能である。

【００９４】（第３実施形態）本実施形態では、Ｘ線画
像撮影装置で収集された投影画像を用いて３次元再構成
演算処理を行なって新たな診断情報を生成する医用診断
システムについて説明する。本実施形態におけるＸ線画
像撮影装置１は、複数方向からの投影像を撮影可能な装
置でなければならず、第１実施形態で述べたシングルプ
レーン撮影部及び第２実施形態で述べたバイプレーン撮
影部を備えたＸ線画像撮影装置１では、その撮影部の屈
曲アームが被検体の回りに回転可能な構成のものを用い
ており、その他の構成は第１実施形態と略同様であり、
その説明は省略する。

【００９５】次に本実施形態の全体動作について、図１
７〜図１９を参照して説明する。

【００９６】最初に、Ｘ線画像撮影装置１により被検体
の複数の投影画像を撮影する。すなわち、Ｘ線管から被
検体へＸ線ビームを照射した状態で屈曲アームを例えば
１８０度回転させる。この回転中に当該Ｘ線管から曝射
され被検体のあるボリューム位置を透過したＸ線を、撮
像部のＩ．Ｉ．及びＴＶカメラにより投影データ（投影
画像）として収集する（図１７、ステップＳ５０）。

【００９７】続いて、従来では、歪補正処理を行なって
いたが（図２５参照）、本実施形態における処理プロセ
ッサ１２は、直ちに三次元再構成処理を行なって再構成
画像を生成し（ステップＳ５１）、歪補正処理は、その
再構成処理の中で行なっている。

【００９８】すなわち、処理プロセッサ１２は、収集さ
れた複数の投影データ（複数の投影画像）に対して対数
変換（ｌｏｇ変換）処理等の前処理を行なう（図１８、
ステップＳ５１ａ）。

【００９９】例えば、Ｘ線の初期強度をＩ₀、被検体を
透過したＸ線の強度をＩとすると、ｌｏｇ変換した投影
データｇ（ｙ，ｚ，θ）は、次のように表される。

【０１００】

【数４】ただし、θは投影角度、（ｙ，ｚ）は、投影角度に基づ
く投影面の座標系、（Ｘ，Ｙ，Ｚ）は、被検体上の投影
面を決定する直交座標系、ｒは、位置（ｙ，ｚ）に投影
するＸ線の軌跡、及びｆ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）は、被検体上の
線減衰係数分布をそれぞれ示している。なお、上記
（４）式は、簡単にするためにＸ線ビームの広がりは無
視している。

【０１０１】一般には、Ｉ₀は対象物体を何も置かない
で撮影したもの（ヌル画像と呼ばれる）を使用し、寝台
の吸収分やＩ．Ｉ．の濃度歪（濃度ムラ）を同時に補正
する。また、血管等を造影剤で強調して撮影する場合、
造影剤を注入する前の画像をＩ₀とし、造影剤注入後の
画像をＩとして上式（４）の処理を実行することによ
り、血管（造影剤）のみの投影画像を収集することがで
きる（第１実施形態で述べたＤＳＡである）。次いで処
理プロセッサ１２は、２次元投影像ｇ（ｙ，ｚ，θ）
（含む幾何学的歪）を、まず最初に重み関数Ｗ1 （ｙ，
ｚ）で補正し、その後でフィルタ関数ｇ（ｙ）を用いて
フィルタリングを行なう。なお、フィルタ関数ｇ（ｙ）
には、RamachandranやShapp and Logan のフィルタが使
用される（ステップＳ５１ｂ）。

【０１０２】次いで処理プロセッサ１２は、フィルタリ
ングされた２次元投影データに基づいて歪補正処理及び
再構成演算処理を行ない、再構成画像を生成する（ステ
ップＳ５１ｃ）。このステップＳ５１ｃの歪補正処理及
び再構成演算処理を図１９を参照して説明する。

【０１０３】処理プロセッサ１２は、あるボクセル
（ｉ，ｊ，ｋ）のある投影方向ｌの投影点を求める（ス
テップＳ６０）。このステップＳ６０の処理で求められ
た投影点の位置は歪の無い画像上での位置であり、実際
に収集された投影画像は歪画像であるので、処理プロセ
ッサ１２は、次の処理において、上述したステップＳ１
０１〜ステップＳ１０２（ステップＳ１０２ａ〜ステッ
プＳ１０２ｄ）の処理と同様の処理を行なうことにより
（２次元補間処理を行なうことにより）、ステップＳ６
０で得られた各投影点（歪無し）の位置に対応する歪画
像上での位置を求め、その座標位置の濃度値を求める
（ステップＳ６１）。すなわち、本実施形態では、この
ステップＳ６１の処理のみ（１度の２次元補間処理の
み）において、各投影点の実際の濃度値を求めることが
できる。

【０１０４】続いて、処理プロセッサは、ボクセル
（ｉ，ｊ，ｋ）の値（初期値＝”０”）に投影点の濃度
値にある係数｛補正係数Ｗ2 （Ｘ，Ｙ，Ｚ，θ）｝を掛
けたものを加える（ステップＳ６２）。この結果、投影
方向ｌのフィルタ逆投影が終了する。

【０１０５】続いて処理プロセッサは、全ての投影方向
について上記フィルタ逆投影処理が終了しているか否か
判断し（ステップＳ６３）、終了していない場合（判断
結果”ＮＯ”）にはステップＳ６０の処理に戻り、以下
上述したステップＳ６０〜Ｓ６２の処理を繰り返す。

【０１０６】ステップＳ６３の判断の結果、全ての投影
方向について上記フィルタ逆投影処理が終了していると
判断された場合（判断結果”ＹＥＳ”）、処理プロセッ
サは、さらに全てのボクセルについて上記フィルタ逆投
影処理が終了しているか否か判断し（ステップＳ６
４）、終了していない場合（判断結果”ＮＯ”）にはス
テップＳ６０の処理に戻り、以下上述したステップＳ６
０〜Ｓ６３の処理を繰り返す。

【０１０７】一方、ステップＳ６４の判断の結果、全て
のボクセルについて上記フィルタ逆投影処理が終了して
いると判断された場合（判断結果”ＹＥＳ”）、処理プ
ロセッサ１２は、再構成処理を終了する。この結果、被
検体の線減衰係数分布ｆ（Ｘ，Ｙ，Ｚ）（再構成画像）
が生成される。なお、上述した再構成方法は、直接再構
成法の一種で、２次元で定式化されたFiltered Backpro
jection （フィルタ付き逆投影法）を３次元に拡張した
ものである。その中でも特にFeldkamp（フェルトカン
プ）によって提案されたもの（参考文献（２）〜（４）
参照）が最も有名である。

【０１０８】以上述べたように、本実施形態によれば、
３次元再構成処理中に歪補正処理を行ないながら各投影
点の実際の（歪画像上での）濃度値を求めることができ
るため、従来少なくとも２度必要であった２次元補間処
理を、ステップＳ６１の処理においての１度に抑えるこ
とができる。この結果、２次元補間処理を２度行なうこ
とに伴う高周波成分の減少を大幅に抑制し、再構成画像
の画質劣化を防止することができる。

【０１０９】なお、上述した実施形態において、Ｘ線画
像撮影装置は、略円形のＸ線検出面を有するＩ．Ｉ．及
びＴＶカメラを有するＩ．Ｉ．／ＴＶ系（撮像部）を備
えていたが、本発明はこれに限定されるものではなく、
円形や楕円形等、検出面が曲面形状のＸ線検出器を備え
たＸ線画像撮影装置に適用できる。

【０１１０】また、上述した実施形態では、２次元補間
法としてBi-Linear 補間を用いる方法について説明した
が、本発明はこれに限定されるものではなく、あらゆる
補間法について適用可能である。

【０１１１】さらに、上述した各実施形態において、歪
分布特性を表す歪補正データを収集する際の撮影角度を
ある程度ラフにしてもよい。この場合において、実際の
撮影角度に対応する歪補正データが存在しない際には、
近傍の撮影角度の歪補正データを近似的に用いればよ
い。

【０１１２】○参考文献（１）東芝ディジタルフルオログラフィシステムＣＬ
ＩＮＩＣＡＬＡＮＡＬＹＳＩＳ、株式会社東芝、東芝
メディカル株式会社。（２）「医用画像工学ハンドブック」日本医用画像工学
会監修、日本医用画像工学会・医用画像工学ハンドブッ
ク編集委員会編集、篠原出版。（３）L. A. Feldkamp他、"Practical cone-beam algor
ithm", J. Opt. Soc. Am. A, Vol. 1, No. 6, 612-619
(1984)。（４）大石悟他、「コーンビーム投影系を用いた三次
元再構成」、Med. Imag.Tech., Vol. 8, No. 2, 127-13
0 (1990) 。

【０１１３】

【発明の効果】以上述べたように、請求項１乃至７、及
び１４に記載した発明によれば、被検体の対象部位の臨
床解析等の医用診断情報を生成する場合において、歪補
正より先に対象部位に係わる所定の領域を抽出し、その
抽出された領域を歪補正しているため、歪補正処理に伴
う高周波成分の劣化の無い画像に基づいて前記抽出処理
を行なうことができる。この結果、対象部位に係わる領
域がより正確に得られる。また、抽出処理を行なった後
に行なう歪補正処理は、医用画像診断情報生成に必要な
対象部位に係わる領域に対して行なっているため、歪画
像全体に対して歪補正を行なった場合に比べて、非常に
高速に歪補正を行なうことができ、その結果、医用診断
情報生成処理全体も非常に高速に行なうことができる。

【０１１４】一方、請求項８乃至１１、及び１４に記載
した発明によれば、歪が混在した歪投影画像を用いて３
次元管状体の３次元画像を再構成する場合、ある歪投影
画像で指定され、歪補正された第１の指定点、この第１
の指定点に基づいて他の歪投影画像上に表示されたエピ
ポーラライン、及びこのエピポーララインに基づいて第
１の指定点に対応し、歪補正された第２の指定点を得る
ことができる。そして、第１の指定点及び第２の指定点
に基づいて、当該第１の指定点が指定された歪投影画像
の座標系及び第２の指定点が指定された他の歪投影画像
の座標系を同一の座標系として関連付け、この関連付け
た座標上で前記３次元管状体を再構成することができ
る。したがって、従来のように、歪投影画像上の指定点
及びエピポーララインをそのまま用いて３次元管状体を
再構成する場合と比べて、非常に正確な３次元管状体を
再構成することができ、診断精度が向上する。

【０１１５】また、請求項１２乃至１５記載に記載した
発明によれば、被検体の対象部位の３次元画像を再構成
する場合において、歪投影画像を歪補正してから再構成
を行なうのではなく、再構成処理に歪補正処理を組み込
んで行なっているため、従来少なくとも２度必要であっ
た２次元補間処理を１度に抑えることができる。この結
果、２次元補間処理を２度行なうことに伴う高周波成分
の減少を大幅に抑制し、再構成画像の画質劣化を防止す
ることができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１実施形態に係わる医用診断情報生
成システムを示すブロック図。

【図２】第１実施形態における処理プロセッサの全体処
理の一例を示す概略フローチャート。

【図３】血管の狭窄率計算を行なう場合の処理プロセッ
サの処理の一例を示す概略フローチャート。

【図４】血管の狭窄部、正常部、及び境界を模式的に示
す図。

【図５】（ａ）は、歪画像上の境界点Ｊ及びそのＪの周
囲の格子点Ａ（Ｊ）〜Ｄ（Ｊ）を概念的に示す図、図５
（ｂ）は、歪画像上での格子点Ａ（Ｊ）〜Ｄ（Ｊ）に対
応する歪の無い画像上での格子点ａ（Ｊ）〜ｄ（Ｊ）及
び歪の無い画像上での点Ｊに対応する点Ｊa をそれぞれ
概念的に示す図。

【図６】図５のステップＳ１２の歪補正処理を詳しく説
明するフローチャート。

【図７】左心室の容積計算を行なう場合の処理プロセッ
サの処理の一例を示す概略フローチャート。

【図８】（ａ）は、左心室及びその境界を示す図、
（ｂ）は、左心室の分割されたある断面を模式的に示す
図。

【図９】本発明の第２実施形態に係わる医用診断情報生
成システムを示すブロック図。

【図１０】第２実施形態におけるバイプレーン撮影系，
対象血管，及び各投影系における各投影像をそれぞれ模
式的に示す図。

【図１１】第２実施形態における医用診断情報生成シス
テム全体の処理の一例を示す概略フローチャート。

【図１２】（ａ）は歪の無いＦ像を仮想的に示す図、
（ｂ）は歪画像であるＦ像を示す図、（ｃ）は歪の無い
Ｌ像上でのエピポーラライン及びそのエピポーラライン
上の分割点ｖn 並びに分割点の周囲の格子点Ａv 〜Ｄv
をそれぞれ示す図、及び（ｄ）は歪画像であるＬ像上で
の歪エピポーラライン及びその歪エピポーラライン上で
のｖn に対応する点ｗn 並びに点ｗn 周囲の格子点Ａv
〜Ｄv に対応する歪画像上での格子点Ａw 〜Ｄw をそれ
ぞれ示す図。

【図１３】図１１のステップＳ３４の分割点の歪補正処
理を詳しく説明するフローチャート。

【図１４】対象血管の血管断面の再構成を模式的に示す
図。

【図１５】（ａ）及び（ｂ）は、Ｌ像上の点Ａ2aの再度
の歪補正処理の一例である線分補間処理を説明するため
の模式図。

【図１６】エピポーララインの分割幅ΔＬの画像中心か
らの距離Ｒに応じた変化曲線を示すグラフ。

【図１７】第３実施形態における３次元再構成処理全体
を説明する概略フローチャート。

【図１８】図１７のステップＳ５１の再構成処理を詳し
く説明するフローチャート。

【図１９】図１８のステップＳ５１ｃの歪補正処理及び
再構成演算を詳しく説明するフローチャート。

【図２０】（ａ）は、歪の無い画像上での点ｍ、及びそ
のｍの周囲の格子点ａ〜ｄをそれぞれ概念的に示す図、
（ｂ）は、歪画像上の点ｍに対応する点Ｍ及びそのＭの
周囲の格子点ａ〜ｄに対応する格子点Ａ〜Ｄをそれぞれ
概念的に示す図。

【図２１】歪補正処理を示す概略フローチャート。

【図２２】点Ｍの濃度値Ｖ、及びその周囲の格子点Ａ〜
Ｄの各濃度値Ｖ11〜Ｖ22をそれぞれ模式的に示す図。

【図２３】図２１におけるステップＳ１０２の２次元補
間処理を詳しく説明するフローチャート。

【図２４】フィルタ関数ｓｉｎｃ²（ｄω）を示すグラ
フ。

【図２５】従来における３次元再構成処理全体を説明す
る概略フローチャート。

【図２６】図２５のステップＳ２０３の再構成処理を詳
しく説明するフローチャート。

【図２７】図２６のステップＳ２０３ｃの再構成演算を
詳しく説明するフローチャート。

【図２８】本発明の作用を説明するための図。

【符号の説明】

１、１ａＸ線画像撮影装置２医用診断情報生成装置１０画像データ格納ユニット１１付帯情報格納ユニット１２処理プロセッサ１３入力器１４表示器１４ａ、１４Ａ、１４ＢＴＶモニタ１５メモリ１６バス

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】放射線源と、この放射線源から放射され
被検体の対象部位を透過してきた放射線を投影画像とし
て検出する検出部とを有する画像撮影装置を備え、前記
投影画像には前記検出部に起因した歪が混在しており、
当該歪の混在した歪投影画像に基づいて前記対象部位の
診断情報を生成する医用診断システムにおいて、歪の無い状態の投影画像に対する前記検出部の歪分布特
性を表す歪補正データを記憶する記憶手段と、前記歪投
影画像から前記対象部位に係わる所定の領域を抽出する
抽出手段と、抽出された領域を前記歪補正データに基づ
いて歪補正する歪補正手段と、歪補正された抽出領域に
基づいて前記診断情報を生成する診断情報生成手段とを
備えたことを特徴とする医用診断システム。
【請求項２】前記歪補正手段は、前記歪補正データに
基づいて前記抽出領域の座標位置を前記歪の無い状態の
投影画像における座標位置に変換する手段である請求項
１記載の医用診断システム。
【請求項３】前記抽出領域の少なくとも一部は、前記
対象部位とその対象部位の周囲との境界上の点である請
求項２記載の医用診断システム。
【請求項４】前記歪投影画像上で求められた領域の少
なくとも一部は、幅を表す線分の２点である請求項３記
載の医用診断システム。
【請求項５】前記抽出手段は、前記歪の無い状態の投
影画像上で定義された直線を所定幅で分割し、この分割
した線分の両端の点を抽出する手段であり、前記歪補正
手段は前記分割した線分の両端の点の前記歪投影画像上
の位置を前記歪補正データに基づいて求める手段であ
り、前記生成手段は、求められた前記歪投影画像上の各
分割点を繋ぐ折れ線を前記診断情報として当該歪投影画
像上に表示する手段である請求項４記載の医用診断シス
テム。
【請求項６】前記直線の分割幅を、前記歪投影画像の
中心部では長く周辺部では短くした請求項５記載の医用
診断システム。
【請求項７】放射線源と、この放射線源から放射され
被検体の対象部位を透過してきた放射線を投影画像とし
て検出する検出部とを有する画像撮影装置を備え、前記
投影画像には前記検出部に起因した歪が混在しており、
当該歪の混在した歪投影画像に基づいて前記対象部位の
診断情報を生成する医用診断情報生成方法において、歪の無い状態の投影画像に対する前記検出部の歪分布特
性を表す歪補正データを記憶するステップと、前記歪投
影画像から前記対象部位に係わる所定の領域を抽出する
ステップと、抽出された領域を前記歪補正データに基づ
いて歪補正するステップと、歪補正された抽出領域に基
づいて前記診断情報を生成するステップとを備えたこと
を特徴とする医用診断情報生成方法。
【請求項８】放射線源と、この放射線源から放射され
た放射線を検出する検出部とを少なくとも１組有し、前
記放射線源から放射された放射線により被検体の対象部
位を複数方向から投影して前記検出部により当該対象部
位の複数の投影画像を得る画像撮影装置を備え、前記複
数の投影画像には前記検出部に起因した歪が混在してお
り、当該歪の混在した複数の歪投影画像に基づいて前記
対象部位の３次元画像を再構成する医用診断システムに
おいて、歪の無い状態の投影画像に対する前記検出部の歪分布特
性を表す歪補正データを記憶する記憶手段と、前記複数
の歪投影画像におけるある歪投影画像上の少なくとも１
点を指定する第１の指定手段と、この第１の指定手段に
より指定された第１の指定点の座標位置を前記歪補正デ
ータに基づいて歪補正する第１の歪補正手段と、歪補正
された第１の指定点に対応し且つ前記対象部位の同一領
域から投影したと想定される他の歪投影画像上での対応
点を通るラインを設定する設定手段と、設定されたライ
ンを複数に分割し、分割した線分の両端の点の座標位置
を前記歪補正データに基づいて前記他の歪投影画像上で
の座標位置に変換する変換手段と、座標位置が変換され
た各分割点を繋ぐ折れ線を設定し、この折れ線を前記他
の歪投影画像上に表示する設定表示手段と、前記折れ線
上において前記第１の指定点に対応する点を指定する第
２の指定手段と、この第２の指定手段により指定された
第２の指定点の座標位置を歪補正する第２の歪補正手段
と、少なくとも前記第１の歪補正手段により歪補正され
た第１の指定点及び前記第２の歪補正手段により歪補正
された第２の指定点に基づいて、前記第１の指定点が指
定された歪投影画像の座標系及び前記第２の指定点が指
定された他の歪投影画像の座標系を同一の座標系として
関連付ける関連付け手段と、この関連付けた座標上で前
記対象部位を再構成する再構成手段とを備えたことを特
徴とする医用診断システム。
【請求項９】前記対象部位は、前記被検体の血管等の
３次元管状体である請求項８記載の医用診断システム。
【請求項１０】前記第２の歪補正手段は、前記第２の
指定点の座標位置を前記歪補正データに基づいて補正す
る請求項９記載の医用診断システム。
【請求項１１】前記第２の歪補正手段は、前記歪補正
された第２の指定点の座標位置を、前記第２の指定手段
により指定された第２の指定点の位置及びこの第２の指
定点と当該指定点に隣接する分割点との距離に基づいて
補正する請求項１０記載の医用診断システム。
【請求項１２】放射線源と、この放射線源から放射さ
れた放射線を検出する検出部とを少なくとも１組有し、
前記放射線源から放射された放射線により被検体の対象
部位を複数方向から投影して前記検出部により当該対象
部位の複数のの投影画像を得る画像撮影装置を備え、前
記複数の投影画像には前記検出部に起因した歪が混在し
ており、当該歪の混在した複数の歪投影画像に基づいて
前記対象部位の３次元画像を再構成する医用診断システ
ムにおいて、歪の無い状態の投影画像に対する前記検出部の歪分布特
性を表す歪補正データを記憶する記憶手段と、前記複数
の歪投影画像及び前記歪補正データに基づいて前記３次
元画像を再構成する再構成演算手段とを備え、前記再構成演算手段は、歪補正処理及び逆投影演算処理
を含むことを特徴とする医用診断システム。
【請求項１３】前記再構成演算手段は、前記３次元画
像を構成する各ボクセルの各投影方向に沿った投影面上
の投影点を求める手段と、求められた投影点の座標位置
を前記歪補正データに基づいて前記歪投影画像における
座標位置に変換する変換手段と、この変換手段により求
められた座標位置の濃度値を求める手段と、濃度値が求
められた各投影点を逆投影して前記各ボクセルの濃度値
を求めて前記３次元画像を再構成する逆投影演算手段と
を備えた請求項１１記載の医用診断システム。
【請求項１４】前記放射線はＸ線であり、前記検出部
はＩ．Ｉ．（イメージインテンシファイヤ）及びＴＶカ
メラを有するとともに、前記投影画像に混在する歪は、
前記Ｉ．Ｉ．の構造及び地磁気の少なくとも一方に起因
して発生する幾何学的歪である請求項１、８又は１２記
載の医用診断システム。
【請求項１５】放射線源と、この放射線源から放射さ
れた放射線を検出する検出部とを少なくとも１組有し、
前記放射線源から放射された放射線により被検体の対象
部位を複数方向から投影して前記検出部により当該対象
部位の複数のの投影画像を得る画像撮影装置を備え、前
記複数の投影画像には前記検出部に起因した歪が混在し
ており、当該歪の混在した複数の歪投影画像に基づいて
前記対象部位の３次元画像を再構成する３次元画像再構
成方法において、歪の無い状態の投影画像に対する前記検出部の歪分布特
性を表す歪補正データを記憶するステップと、前記３次
元画像を構成する各ボクセルの各投影方向に沿った投影
面上の投影点を求めるステップと、求められた投影点の
座標位置を前記歪補正データに基づいて前記歪投影画像
における座標位置に変換するステップと、このステップ
により求められた座標位置の濃度値を求めるステップ
と、濃度値が求められた各投影点を逆投影して前記各ボ
クセルの濃度値を求めて前記３次元画像を再構成するス
テップとを備えたことを特徴とする３次元画像再構成方
法。