WO2006093173A1 - ３次元画像処理装置、同装置に適用されるコンピュータ読み取り可能なプログラムおよび３次元画像処理方法 - Google Patents

３次元画像処理装置、同装置に適用されるコンピュータ読み取り可能なプログラムおよび３次元画像処理方法 Download PDF

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WO2006093173A1
WO2006093173A1 PCT/JP2006/303816 JP2006303816W WO2006093173A1 WO 2006093173 A1 WO2006093173 A1 WO 2006093173A1 JP 2006303816 W JP2006303816 W JP 2006303816W WO 2006093173 A1 WO2006093173 A1 WO 2006093173A1
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WO
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sphere
image processing
plane
dimensional image
reference sphere
Prior art date
Application number
PCT/JP2006/303816
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Hideyuki Katsuta
Hideo Tanaka
Kenji Hashimoto
Akira Miura
Toshihisa Takai
Etsukazu Hayashimoto
Original Assignee
National University Corporation Hamamatsu University School Of Medicine
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by National University Corporation Hamamatsu University School Of Medicine filed Critical National University Corporation Hamamatsu University School Of Medicine
Publication of WO2006093173A1 publication Critical patent/WO2006093173A1/ja

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    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T19/00—Manipulating 3D models or images for computer graphics
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2210/00—Indexing scheme for image generation or computer graphics
    • G06T2210/41—Medical

Definitions

  • 3D image processing apparatus computer-readable program applied to the apparatus, and 3D image processing method
  • the present invention is based on two-dimensional tomographic image data obtained by various tomography apparatuses such as an X-ray CT (Computed Tomography) apparatus and an MR I (Magnetic Resonance Imaging) apparatus.
  • the present invention relates to a three-dimensional image field processing apparatus that generates three-dimensional image data and displays a three-dimensional image, a computer-readable program applied to the apparatus, and a three-dimensional image processing method. Background technology
  • human images obtained from various tomography devices such as X-ray CT and MR I devices are two-dimensional tomographic images, and a single two-dimensional tomographic image captures the structure of a three-dimensional human body. It is difficult to use one 2D tomographic image for diagnosis. For this reason, in clinical practice, multiple 2D tomographic images including the region to be diagnosed are taken, and the multiple 2D tomographic images are three-dimensionally constructed and displayed as 3D images on a display device for diagnosis. Has been done.
  • the 3D image displayed on the display device is represented by 3D image data generated based on a predetermined reference coordinate system.
  • the reference coordinate system is composed of a reference plane and a reference axis that are set based on a plurality of anatomical feature points related to the human body represented on a three-dimensional image.
  • Various methods have been proposed for setting the reference coordinate system.
  • the 3D image displayed on the display device is viewed by an operator (such as a doctor) while the 3D image is displayed.
  • Each feature point represented above is directly designated by hand.
  • at least three feature points are specified, and the reference plane and reference axis are calculated based on these three or more feature points to set the reference coordinate system.
  • the center of gravity or center point of a predetermined part (for example, pulp, eyeball, etc.) represented on the 3D image is set as the feature point.
  • at least three feature points are set, and the reference plane and the reference axis are calculated based on these three or more feature points to set the reference coordinate system.
  • the present invention has been made to deal with the above-mentioned problem, and its purpose is to represent points corresponding to a plurality of anatomical feature points set on the surface of a bone or the like, and to represent the bone or the like.
  • Each image data is uniquely extracted as a fixed point, and the reference plane and reference coordinate system are defined with good reproducibility using the extracted multiple fixed points, and a 3D image is displayed based on the same reference coordinate system.
  • a 3D image processing apparatus capable of performing the above, a computer-readable program applied to the apparatus, and a 3D image processing method.
  • a feature of the present invention is a three-dimensional image processing apparatus for displaying a three-dimensional shape of bone using three-dimensional image data relating to the surface shape of a human or animal bone.
  • a reference plane based on a reference sphere definition means that defines a reference sphere that fits the surface shape of at least three holes on the surface, and at least three reference spheres defined by the reference sphere definition means
  • Reference plane definition means It is in having prepared.
  • the reference sphere that matches the surface shape of the hole existing on the surface of the bone is uniquely identified.
  • the reference plane is defined using at least three reference spheres uniquely identified in this way. For this reason, the reference plane defined from the predetermined hole is always uniquely specified, and the reproducibility of the reference plane is good. As a result, it is possible to unify the positional relationship between different 3D images related to the same part represented on the 3D image, and to perform an accurate diagnosis.
  • the reference plane defining means is an anatomical set on a bone surface based on at least three reference spheres defined by the reference sphere defining means.
  • fixed point calculation means for calculating at least three feature points corresponding to the at least three reference spheres as fixed points, respectively, and a plane including at least three fixed points calculated by the fixed point calculation means It is composed of reference plane calculation means for calculating as a reference plane.
  • the reference plane is defined with an anatomical feature point set on the surface of the bone as a fixed point. For this reason, a three-dimensional image can be evaluated by a reference plane based on feature points set on the surface of a bone or the like that is widely used in clinical practice, and an accurate diagnosis can be performed.
  • the reference plane may be a Frank plane that is set on the face bone / skull.
  • the at least three holes used to define the Frankfurt plane may be either the orbit of the facial bone or the skull or the ear canal.
  • the fixed point calculation means may define a basic plane including each center point of the at least three reference spheres, and calculate a contact point where a plane parallel to the basic plane is in contact with the at least three reference spheres as a fixed point. .
  • the reference spheres are defined for the left and right orbits and the external auditory canal, define the base plane that includes the center points of the left and right orbits and the external auditory canal.
  • each contact point between a plane parallel to the base plane and the lower surface of each reference sphere defined in the orbit is defined as a fixed point.
  • each fixed point corresponds to an orbital point (orbitator), which is an anatomical feature point.
  • each contact point between a plane parallel to the base plane and the upper surface of each reference sphere defined in the ear canal is defined as a fixed point.
  • each fixed point corresponds to the highest point (polion) of the ear canal, which is an anatomical feature point. This makes it widely used in clinical practice using anatomical feature points. It is possible to define the Frankfurt plane, which is one of the reference planes.
  • one of the at least three holes is an orbit, and in order to define a reference sphere that conforms to the surface shape of the orbit, the reference sphere defining means is provided at the opening of the orbit.
  • a new sphere is defined using temporary reference sphere definition means for defining a temporary reference sphere that matches the surface shape, and 3D image data contained in a sphere whose radius is increased by a predetermined amount. Continue to redefine the new sphere as a new temporary reference sphere until the distance between the center position of the new sphere and the center position of the temporary reference sphere is less than a predetermined value.
  • the orbital reference sphere determining means for determining the new sphere as the reference sphere may be used. According to this, as the temporary reference sphere gradually increases, the reference sphere is uniquely defined by almost all three-dimensional image data representing the inside of the orbit. As a result, a reference sphere that matches the surface shape of the orbit can be defined with high accuracy and reproducibility.
  • one of the at least three holes is an external auditory canal
  • the reference sphere defining means includes an area of a predetermined size including the external auditory canal.
  • a reference sphere having the predetermined radius in contact with the surface of the ear canal can be uniquely defined with respect to a position of the predetermined radius of the ear canal having a substantially conical shape.
  • a hole center calculation means for calculating a hole center of a hole portion different from the at least three holes, and the reference plane passing through the hole center calculated by the hole center calculation means.
  • a first reference axis calculation means for calculating a straight line orthogonal to the first reference axis, and a reference coordinate system comprising the first reference axis and the reference plane is defined.
  • an intersection between the first reference axis and the reference plane is set as an origin, and a second reference axis orthogonal to the reference plane using two reference spheres out of the at least three reference spheres, and It is preferable to provide a second reference axis calculating means for calculating the third reference axis.
  • the hole center of the hole existing on the surface of the bone is uniquely specified. Then, a straight line that passes through the center of the hole and is orthogonal to the reference plane is used as the first reference axis, and the second reference axis and the third reference axis are calculated using two of the at least three reference spheres. Yes.
  • the origin and each reference axis can be uniquely set 1 "with respect to the uniquely defined reference plane, and the reproducibility of the reference coordinate system is improved. It is possible to unify the positional relationship between different three-dimensional images related to the same part represented, and to perform accurate diagnosis.
  • the hole center calculating means may be a temporary reference sphere defining means for defining a temporary reference sphere that matches a surface shape of the opening at an opening of a hole different from the at least three holes, and A new sphere is defined using 3D image data included in the sphere with the radius of the temporary reference sphere increased by a predetermined amount, and the distance between the center position of the new sphere and the center position of the temporary reference sphere is When the new sphere continues to be redefined as a new temporary reference sphere until less than a predetermined value, and the distance between the new sphere's center position and the temporary reference sphere's center position is less than the predetermined value
  • the reference sphere determining means for determining the new sphere as the reference sphere and the three-dimensional image data included in the reference sphere determined by the reference sphere determining means the position is in the vicinity of the opening of the hole.
  • a hole different from the at least three holes may be a large occipital hole of the facial bone or skull.
  • the reference sphere is uniquely defined by almost all three-dimensional image data representing the periphery of the opening of the large occipital foramen. For this reason, the reference sphere can be defined with high accuracy and reproducibility in the vicinity of the large occipital foramen.
  • the center of the reference sphere is The intersection of the straight line perpendicular to the same plane and the same plane can be uniquely defined as the hole center of the large occipital foramen.
  • the origin and each reference axis can be uniquely set with respect to the reference plane, and the reproducibility of the reference coordinate system is improved. Also bone It is also possible to set a reference coordinate system by uniquely specifying points other than the anatomical feature points set on the surface as feature points.
  • the present invention can be implemented not only as an apparatus invention but also as a computer-readable program and method invention.
  • FIG. 1 is a block diagram schematically showing an entire 3D image processing apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a flowchart of a 3D image data generation program executed by the 3D image processing apparatus of FIG.
  • 3A to 3D are explanatory diagrams showing the process of extracting point cloud data defining the orbital mouth in a time series.
  • Figure 4 is a flowchart of the orbital reference sphere definition subprogram executed by the 3D image processing apparatus of Figure 1.
  • 5A to 5D are cross-sectional views of the orbit showing the process of defining a reference sphere in the orbit viewed along line 5-5 in FIG. 3D, in time series.
  • FIGS. 6A and 6B are explanatory views in which the skull showing the reference sphere that matches the surface shape of the orbit is viewed from the front.
  • FIG. 7 is a flowchart of the ear canal reference sphere definition subprogram executed by the 3D image processing apparatus of FIG.
  • FIGS. 8A to 8D are explanatory views of the skull or a part thereof, showing the process of defining the reference sphere in the ear canal in time series, as viewed from the left side.
  • 9A and 9B are cross-sectional views of the ear canal showing the process of defining a reference sphere in the ear canal as viewed along line 9-9 in FIG. 8A.
  • FIG. 10 is a flowchart of the large occipital hole center calculation subprogram executed by the three-dimensional image processing apparatus of FIG.
  • Figs. 11 (A) to 11 (D) are explanatory diagrams of the inner skull base showing the process of defining the reference sphere in the ear canal in time series.
  • FIG. 5 is a cross-sectional view of the large occipital fora illustrating the process of defining a reference sphere.
  • Fig. 1 3 shows (A) and (B) are cross-sectional views of the large occipital foramen showing the process of calculating the hole center of the large occipital foramen as seen along line 1 2-1 2 It is.
  • Fig. 14 is a flowchart of the reference coordinate definition subprogram executed by the 3D image processing device of Fig. 1.
  • FIGS. 15A to 15C are left side views of the skull showing the process of defining the reference plane and the reference coordinate system on the skull in time series.
  • FIG. 16 is an explanatory diagram for explaining the process of calculating a fixed point using the orbit reference sphere and the ear canal reference sphere.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing a basic configuration of a three-dimensional image processing apparatus capable of displaying a three-dimensional image of a human body when viewed from an arbitrary direction.
  • the three-dimensional image processing apparatus includes a computer apparatus 10, an input apparatus 11, and a display apparatus 12.
  • the computer device 10 is composed of a CPU, ROM, RAM, hard disk, etc., and by executing a program (not shown) according to instructions from the input device 11 consisting of a keyboard, a mouse, etc., a plurality of two-dimensional slices of the human body.
  • the computer device 10 executes the program shown in FIG. 2 to perform reference coordinates based on a plurality of anatomical feature points represented in the three-dimensional image of the human body based on the first three-dimensional image data.
  • a system is set up to generate second 3D image data that is 3D image data based on the reference coordinate system.
  • An anatomical feature point here is a point that exists in all human bodies in an anatomical manner and can be converged to a single point, and is a point that is actually set on the surface of a bone or the like (for example, below the orbit It also includes points that can be set conceptually based on the shape of the bone, etc. (for example, the center point of the orbit).
  • the reference coordinate system is a coordinate system composed of three reference axes and at least three reference axes defined based on at least three different feature points.
  • An area for storing a plurality of 2D tomographic image data of the human body, the first 3D image data, and the second 3D image data is secured on the hard disk built in the computer device 10. This storage area is hereinafter referred to as memory 10 a.
  • a display device 12 is connected to the computer device 10.
  • the display device 1 2 is composed of a CRT (or liquid crystal display) or the like, and is a two-dimensional tomographic image of a human body represented by two-dimensional image data output from the computer device 10 and first and second three-dimensional image data. Display an image or a 3D image.
  • An X-ray CT (computer tomography) apparatus 20 is connected to the computer apparatus 10.
  • the X-ray CT apparatus 20 continuously captures a tomographic image of a human body by means of a helical scan using X-rays and outputs it to the computer apparatus 10 as a plurality of two-dimensional tomographic image data.
  • the image data output to the computer apparatus 10 may be two-dimensional tomographic image data.
  • an MR I (magnetic resonance diagnosis) apparatus may be used instead of the X-ray CT apparatus 20. It may be multiple 2D tomographic image data of the human body.
  • an external storage device composed of a hard disk device, an optical disk device, etc., which stores two-dimensional tomographic image data obtained by various slice imaging devices such as these X-ray CT devices, MRI devices, etc., to the computer device 10,
  • the same multiple 2D tomographic image data may be output.
  • the operation of the embodiment configured as described above will be described.
  • the operator starts the operation of the computer device 10 and the X-ray CT device 20 by turning on a power switch (not shown).
  • the operator operates the X-ray CT apparatus 20 and takes a tomographic image of the human body.
  • T captures a tomographic image of the head of the human body.
  • the X-ray CT apparatus 20 generates a plurality of two-dimensional tomographic image data relating to the imaged head. Details of the generation of the two-dimensional tomographic image data by the X-ray CT apparatus 20 are not directly related to the present invention, and thus the description thereof is omitted. If 2D tomographic image data has already been generated in the X-ray CT apparatus 20, this imaging operation can be omitted.
  • the operator operates the input device 11 to instruct the computer device 10 to input a plurality of two-dimensional tomographic image data generated by the X-ray CT device 20.
  • the computer apparatus 10 inputs a plurality of two-dimensional tomographic image data from the X-ray CT apparatus 20 and stores them in the memory 10 a.
  • the worker enters The device 11 is operated to instruct the computer device 10 to generate the first three-dimensional image data.
  • the computer apparatus 10 executes a program (not shown) to construct a plurality of two-dimensional tomographic image data stored in the memory 10 a in a three-dimensional manner. Generate dimensional image data.
  • the term skull is used as a general term for bones constituting the entire head, such as a facial bone.
  • the first three-dimensional image data is generated in an STL (Stereo Lithography) data format.
  • the STL data format consists of 3D image data representing the surface shape of an object (skull) as a collection of point cloud data represented by a small triangular plane. Therefore, the shape of the object (skull) is represented by a polyhedral model that approximates the surface shape of the object (skull).
  • Each point cloud data expressed in the STL data format also has data related to the normal vector of the triangular plane represented by each point cloud data. Since the first 3D image data generation processing in the STL data format is not directly related to the present invention, the description thereof is omitted.
  • the first three-dimensional image data is generated based on the coordinate system set in the X-ray CT apparatus 20.
  • the first 3D image data has the gantry center of the X-ray CT apparatus 20 as the origin, the horizontal direction of the human body as the X axis, the front and rear direction of the human body as the Y axis, and the vertical direction of the human body as the Z axis. It is generated based on an orthogonal coordinate system. Therefore, each point cloud data constituting the first 3D image data is represented by coordinate values (X, Y, Z). In this case, the coordinate values (X, Y, Z) are the centroid points of the small triangular planes.
  • the operator operates the input device 11 to instruct the computer device 10 to generate second 3D image data.
  • the second 3D image data is 3D image data generated based on a reference coordinate system defined on the 3D image of the skull represented by the first 3D image data.
  • the skull The Frankfurt plane which is often used in the cephalometric analysis, is defined as the reference plane, and three reference axes are defined as the reference plane based on the reference plane.
  • the Frankfurt plane is a plane that includes either the midpoint of the straight line connecting the left and right orbital points (Orbitale) or the left and right orbital points (Orbitale), and the uppermost point (Polyon) of each of the left and right ear canals. is there.
  • the computer apparatus 10 starts executing the three-dimensional image data generation program shown in FIG. 2 in step S100. Then, in step S102, the computer device 10 displays on the display device 12 the three-dimensional image represented by the first three-dimensional image data, that is, the three-dimensional image of the skull, as shown in FIG. 3 (A).
  • step S104 the computer device 10 obtains the orbital reference sphere BOL, which matches the surface shapes of the right and left orbits of the three-dimensional image of the skull represented by the first three-dimensional image data.
  • B OR The orbital reference spheres BOL and BOR defined in these orbits are used to identify the left and right orbital points (Orbitale) Or, which is one of the anatomical feature points on the skull.
  • the orbit reference sphere definition subprogram shown in FIG. 4 is started in step S200.
  • the orbital reference spheres BOL and BOR are defined for the right and left orbits. However, since both the orbital reference spheres BOL and BOR are defined in the same way, the left eye (the right eye in the figure) Only the case of the orbital reference ball BOL will be described.
  • step S 202 the computer device 10 prompts the operator to display the left and right eye socket images on the display device 12. As shown in FIG. 3B, the operator operates the input device 11 to display an image in which the skull is viewed from the front on the display device 12.
  • step S204 the computer apparatus 10 extracts point cloud data defining the opening of the orbit of the left eye, that is, the vicinity of the orbital mouth.
  • the extraction of point cloud data near the orbital mouth consists of the following sub-steps 1-4.
  • Sub-step 1 The computer device 10 prompts the operator to specify the left or right infraorbital foramen. In response to this, the operator operates the input device 1 1 to designate the left and right orbital foramen represented on the three-dimensional image of the skull viewed from the front (see Fig. 3 (B)). . As a result, the computer apparatus 10 acquires point cloud data defining each of the designated positions (both lower orbital foramen).
  • Sub-step 2 The computer device 10 is a three-dimensional image of the skull viewed from the front. Define plane P 1 on the image. Specifically, a plane parallel to the Z-axis direction (vertical direction of the human body) is calculated, including point cloud data that defines the specified bi-orbital foramen. In this case, the two upper and lower sides constituting the rectangular plane P 1 are parallel to the straight line L 1 connecting the point cloud data of the bi-orbital foramen ovale, and the two left and right sides are the same straight line L 1. Are orthogonal to each other. Then, a rectangular plane P 1 is defined with these four sides surrounding a three-dimensional image of the skull displayed on the display device 12.
  • Substep 3 When the computer apparatus 10 moves the square plane P 1 in parallel in the front-rear direction by a predetermined length (for example, 10 mm), as shown in FIG. 3 (C). Each point cloud data of the first 3D image data existing in the formed rectangular parallelepiped V 1 is extracted. Then, the computer device 10 displays the extracted point cloud data superimposed on the three-dimensional image of the skull displayed on the display device 12 (refer to FIGS. 3B and 3C). . In this case, the extracted point cloud data is point cloud data defining the surface shape of the skull.
  • a predetermined length for example, 10 mm
  • Substep 4 Computer device 10 prompts the operator to specify the orbital mouth of the left eye.
  • the operator operates the input device 11 and designates the orbital mouth of the left eye on the three-dimensional image displayed on the display device 12 in a substantially front view of the skull.
  • the orbit including the orbital mouth and the region T1 around the orbital mouth are specified.
  • the computer apparatus 10 extracts the point cloud data existing in the designated region T 1 from the point cloud data existing in the rectangular parallelepiped VI and stores it as the point cloud data near the orbital mouth. .
  • step S 2 0 6 the computer apparatus 10 defines a temporary reference sphere B 0 at the orbital opening of the left eye.
  • the point cloud data in the vicinity of the orbital mouth extracted in step S 2 0 4 are respectively substituted into X, Y, and Z on the left side of the following equation 1 representing a sphere, and the least square method is used.
  • a, b, and c represent the x , y , and z coordinate values of the sphere center represented by the point cloud data, respectively, and d represents the radius of the sphere.
  • a temporary reference sphere B 0 that includes point cloud data that matches the surface shape of the orbital mouth, that is, defines the orbital mouth, is defined.
  • the extracted point cloud data near the orbital mouth has more point cloud data defining the inside of the orbit than the point cloud data defining the outside of the orbital mouth.
  • the temporary reference sphere B 0 is defined biased to the inside of the orbital mouth, that is, the orbital side.
  • the data storage device 10 stores the center coordinate CO and the radius r0 of the defined temporary reference sphere B0.
  • the computer device 10 defines an orbit reference sphere BOL that matches the surface shape in the orbit of the left eye.
  • the definition of the orbital reference sphere BOL is performed by repeatedly executing the processes of step S210 to step S214.
  • the computer device 10 defines the sphere B 2 in step S210. Specifically, as shown in FIG. 5 (B), a radius r 1 obtained by increasing a radius r 0 of the temporary reference sphere B 0 by a predetermined ratio around the center coordinate C 0 of the temporary reference sphere B 0. Define the sphere B 1 of.
  • the point cloud data of the first 3D image data contained in the same sphere B 1 is substituted into the above equation 1 representing the sphere, and the knowledge numbers a and b are calculated using the least squares method.
  • the point cloud data that defines the inside of the orbit is more than the point cloud data that defines the outside of the orbital mouth.
  • the center position C2 of 2 moves into the orbit from the center position C0 of the temporary reference sphere B0.
  • the radius r 2 of the new sphere B 2 is larger than the radius r 0 of the temporary reference sphere B 0.
  • the new sphere B 2 shown in FIG. 5C is exaggerated to clarify the difference from the sphere B 0.
  • the predetermined ratio for increasing the radius r 0 of the temporary reference sphere B 0 is suitably 0.5 to 20% with respect to the radius r O of the temporary reference sphere B 0. However, it is set.
  • step S212 the computer apparatus 10 determines whether or not the position of the defined new sphere B2 has converged. Specifically, the distance between the center coordinate C 0 of the temporary reference sphere B 0 and the center coordinate C 2 of the new sphere B 2 defined in the step S 210 is calculated, and the distance is a predetermined value. If it is smaller, it is determined that the position of the sphere B 2 is converged. Therefore, in this determination, when the same distance is larger than the predetermined value, the determination of “No” is continued and the processes of steps S 210 and S 212 are repeatedly executed via step S 214.
  • step S 214 The center coordinate C 2 and radius r 2 of the new sphere B 2 defined in step S 2 10 are rewritten and stored as the center coordinate C 0 and radius r O of the new temporary reference sphere B 0. That is, at the initial execution time of each process from step S 2 10 to step S 2 14, the sphere B 2 is defined based on the point cloud data that defines the vicinity of the orbital mouth. Then, by repeatedly executing Steps S 2 10 to S 2 1 4, the sphere B 2 is defined by point cloud data that gradually defines the interior of the orbit.
  • the calculated sphere B 2 gradually becomes a sphere that conforms to the surface shape inside the orbit, Eventually, the center coordinates C2 of the sphere B2 gradually converge to one point. In other words, the sphere that contains the most point cloud data that defines the surface shape inside the orbit is finally defined.
  • step S 2 10 when the center coordinate C 2 of the sphere B 2 calculated in step S 2 10 converges to approximately one point, that is, the calculated center coordinate C of the sphere B 2 2 and the center coordinate C 0 of the temporary reference sphere B 0 are smaller than a predetermined value, it is assumed that a sphere matching the surface shape inside the orbit is defined in step S 2 1 2 , ⁇ e s J and go to step S 2 1 6.
  • the sphere B 2 is finally calculated based on almost all point cloud data defining the surface shape inside the orbit, the orbitale Or or near the lower end surface of the sphere B 2 It contains point cloud data that defines the polar neighborhood of the Orbitale Or.
  • step S 2 16 the computer apparatus 10 determines that the center coordinate C 2 and radius r 2 of the sphere B 2 in which the center coordinate C 2 has converged to approximately one point are the center coordinate C and radius r of the orbital reference sphere BOL.
  • the computer device 10 overlays the orbital reference sphere BOL on the three-dimensional image of the skull displayed on the display device 12 as shown in FIG. 6 (A).
  • step S 2 20 the execution of the orbital reference sphere definition subprogram is terminated, and the process returns to the 3D image data generation program again.
  • the orbital reference sphere BOL Each BOR is defined.
  • the computer apparatus 10 displays the left and right external auditory canal openings in the three-dimensional image of the skull represented by the first three-dimensional image data.
  • the ear canal reference spheres BP L and B PR that match the surface shape are defined.
  • the bilateral ear canal reference spheres BP L and BPR defined in the opening of these ear canals are used to identify the top (Polyon) Po of the left and right ear canals, which are anatomical features on the skull. It is.
  • the ear canal reference sphere definition subprogram shown in FIG. 7 is started in step S 300.
  • the ear canal reference spheres BPL and BPR are defined for both the left and right ear canals, but both ear canal reference balls BPL and BPR are defined in the same way. Only the case of the BPL of the ear canal reference ball is described.
  • step S 302 the computer device 10 prompts the operator to display an image of the external ear canal of the left ear on the display device 12.
  • the operator operates the input device 11 to display an image in which the skull is viewed from the left side on the display device 12.
  • step S304 the computer apparatus 10 extracts point cloud data defining the vicinity of the opening where the external ear canal of the left ear opens outward.
  • the extraction of the point cloud data near the opening of the ear canal consists of the following sub-steps 1 to 4.
  • the uppermost point of the opening of the ear canal is the Polion Po.
  • Sub-step 1 The computer device 10 prompts the operator to designate the uppermost point Po of the left ear canal, ie, the polyion Po. In response to this, the operator operates the input device 11 to designate a polyon Po on the three-dimensional image viewed from the substantially left side of the skull displayed on the display device 12. In this case, since it is not possible to specify and specify Polyon Po strictly, in practice, a point that is considered to be Polyon Po is specified. As a result, the computer apparatus 10 acquires the point cloud data of the designated one point.
  • Substep 2 The computer apparatus 10 defines a circular plane P2. Specifically, the computer apparatus 10 prompts the operator to specify the diameter of the circular plane P2. As shown in FIG. 8 (B), this plane P 2 has a diameter designated downward from the point cloud data of one point of the region considered to be the designated polyion Po, and the X axis (human body) In the horizontal direction).
  • the diameter of the plane P2 is a diameter that can cover the periphery of the opening including the opening of the ear canal.
  • the operator specifies 16 mm, for example. This is because the diameter of the opening of the ear canal of a general adult Japanese is about 8 mm, and the opening including this opening The value is sufficient to cover the surrounding area.
  • a predetermined length is designated as appropriate.
  • a circular plane P 2 having a specified diameter including one point of the region considered as the specified polyion Po is defined. Instead of specifying the diameter by the operator, the same diameter may be automatically specified.
  • Sub-step 3 As shown in FIG. 9 (A), the computer apparatus 10 has a predetermined length (for example, 20 mm) with the circular plane P 2 on the inner side (left side in the figure) in the axial direction of the ear canal.
  • Each point cloud data of the first three-dimensional image data existing in the cylinder V 2 formed when translated on the outside (right side in the figure) by a predetermined length (for example, 5 mm) shorter than the inside.
  • the point cloud data of the extracted first 3D image data is superimposed on the 3D image of the skull displayed on the display device 12 as shown in FIG. 8 (B). Let As a result, point cloud data defining the periphery of the opening including the inside and the opening of the ear canal is extracted.
  • Substep 4 The computer device 10 prompts the operator to specify the opening of the ear canal.
  • the operator operates the input device 11 to designate the opening of the ear canal represented on the three-dimensional image of the skull viewed from the left side.
  • a region T 2 including the opening part of the ear canal is specified as shown in FIG. 8 (C).
  • the computer apparatus 10 extracts the point cloud data existing in the designated region T 2 from the point cloud data existing in the cylinder V 2 and uses it as point cloud data near the opening of the ear canal.
  • step S 30 06 the computer apparatus 10 defines an ear canal reference sphere BPL that matches the surface shape of the opening of the ear canal of the left ear.
  • each point cloud data near the opening of the ear canal extracted in step S 3 0 4 is substituted for X, ,, Z on the left side of the above equation 1 representing a sphere, respectively, and the least square method
  • the unknowns a, b, and c are calculated using.
  • d represents the radius of the sphere, and is preset to 4 mm in this embodiment.
  • the inner diameter of the external auditory canal has a substantially conical shape that spreads outward, and a sphere that matches the shape of the opening of the external auditory canal cannot be specified unless the radius d of the sphere is specified.
  • 4 mm set in advance is the radius of the opening of the ear canal of a general adult Japanese as described above. Therefore, when defining a sphere in the ear canal other than adult Japanese, the radius d is set appropriately.
  • the ear canal reference sphere BP L having a diameter of 4 mm that matches the surface shape of the opening of the ear canal is defined.
  • the vicinity of the upper end surface of the ear canal reference sphere BPL includes the point cloud data that defines the uppermost point of the opening, that is, the pole neighbourhood of Polion Po or Polion Po.
  • the computer device 10 stores the center coordinate C and the radius r of the ear canal reference sphere BP L in step S 308. Then, in step S 3 10, the computer device 10 superimposes the ear canal reference sphere BP L on the 3D image of the skull displayed on the display device 12 as shown in FIG. 8 (D). In step S312, the execution of the ear canal reference sphere definition subprogram is terminated, and the process returns to the 3D image data generation program again. As described above, since the execution of this ear canal reference sphere definition subprogram is performed in the same manner for the ear canal of the right ear, the ear canal reference spheres BP L, BPR (ear canal) BPR is not defined).
  • step S108 of FIG. 2 the computer apparatus 10 calculates the hole center CD of the large occipital foramen of the 3D image of the skull represented by the first 3D image data.
  • the hole center CD of the large occipital foramen does not exist on the actual skull, but has a center point that conceptually exists based on the shape of the large occipital foramen.
  • the large occipital hole center calculation subprogram shown in FIG. 10 is started in step S400.
  • step S 402 the computer device 10 prompts the manufacturer to display an image of the large occipital foramen viewed from the skull cavity side, that is, an image of the inner skull base of the skull, on the display device 12.
  • the operator operates the input device 11 to display a three-dimensional image of the inner skull base of the large occipital foramen on the display device 12.
  • the bottom of the inner skull base shown in FIGS. 11 (A) to (D) is the face side, and the upper side is the occipital side.
  • step S 404 the computer device 10 extracts point cloud data that defines the opening of the large occipital foramen.
  • the opening of the large occipital foramen is an annular peripheral portion where the large occipital foramen opens to the bottom of the inner skull.
  • Extraction of point cloud data for the opening of the large occipital foramen consists of the following sub-steps 1-3.
  • Substep 1 The computer device 10 prompts the operator to specify the opening of the large occipital foramen.
  • the operator operates the input device 1 1 to display a three-dimensional image of the inner skull base. Designate the opening of the large occipital foramen represented on the image.
  • the computer apparatus 10 extracts each point cloud data of the first three-dimensional image data existing in the designated region T 3.
  • Substep 2 The computer device 10 defines the hole reference axis on the 3D image of the inner skull base. Specifically, the operator operates the input device 11 to designate one point near the hole center of the large occipital foramen displayed on the 3D image of the inner skull base. As a result, a hole reference axis that is an axis perpendicular to the display screen (FIG. 11) of the display device 12 is defined. This hole reference axis is an axis substantially parallel to the axial direction of the large occipital hole, as shown in Fig. 12 (A).
  • Substep 3 The computer apparatus 10 extracts point cloud data defining the opening of the large occipital foramen from the point cloud data in the extracted region T 3. Specifically, the computer device 10 calculates angles ⁇ 1 to n between the normal vector of the triangular plane represented by each of the extracted point group data and the defined hole reference axis. Then, the computer apparatus 10 extracts and stores only point cloud data in which the calculated angles a 1 to ⁇ ⁇ are within a predetermined range. Further, as shown in FIG. 11 ( ⁇ ), the computer device 10 displays the same point cloud data so as to be superimposed on the inner skull base image displayed on the display device 12.
  • the predetermined range of the extracted angles ⁇ 1 to ⁇ ⁇ is set as follows.
  • the triangular plane represented by the point cloud data defining the opening of the large occipital foramen is parallel or substantially parallel to the hole reference axis.
  • the normal vector of the triangular plane represented by the point cloud data defining the opening of the large occipital hole intersects at an angle of approximately 90 ° with respect to the hole reference axis. Therefore, if point cloud data on a triangular plane having the same angle of approximately 90 ° is extracted, it is possible to extract point cloud data defining the opening of the large occipital foramen.
  • the predetermined range is a range of 85 ° to 90 ° (or a range of 90 ° to 95 °).
  • the shape around the large occipital foramen at the bottom of the inner skull is an inclined part that gradually expands upward from the opening of the large occipital foramen.
  • This slope is on the front side (face side)
  • the length of the slope is longer than that of the rear (occipital side), and these slopes are connected continuously along the opening of the large occipital foramen .
  • the point cloud data extracted by sub-step 3 includes the point cloud data defining the slope in addition to the point cloud data defining the opening. It is.
  • the point cloud data that defines the slope is more point cloud data that defines the front side (face side) of the slope than the point cloud data that defines the rear side (back of the head) of the slope. Extracted.
  • step S406 the computer apparatus 10 defines a temporary reference sphere B O for the large occipital foramen.
  • the point cloud data defining the opening and the inclined portion of the large occipital foramen extracted in step S404 are respectively assigned to X, ⁇ , and Z on the left side of Equation 1 above representing the sphere.
  • the opening of the large occipital foramen Z or the surface shape of the inclined part matches the surface shape of the large occipital foramen.
  • a temporary reference sphere B 0 including point cloud data to be defined is defined.
  • the computer device 10 stores the defined center coordinates C 0 and radius r 0 of the temporary reference sphere B 0 in step S 408, respectively.
  • the computer apparatus 10 defines the large occipital foramen sphere BD above the large occipital foramen (on the bottom of the inner skull). Specifically, a sphere that matches the surface shape of the inclined portion formed around the opening of the large occipital foramen is defined.
  • the calculation of the large occipital foramen sphere BD is performed by repeatedly executing the processes of steps S410 to S414 similar to the processes of steps S210 to S214 in the orbital reference sphere definition subprogram. Is done by.
  • step S 410 the computer apparatus 10 sets the radius r 0 of the temporary reference sphere B 0 around the center coordinate CO of the temporary reference sphere B 0 as shown in FIG. 12 (B). Define a sphere B 1 of radius r 1 that is increased by a certain percentage. Then, the point cloud data of the first 3D image data contained in the same sphere B 1 is substituted into the above equation 1 representing the sphere, and the unknowns a, b, c, d using the least square method Calculate As a result, as shown in FIG.
  • the point cloud data outside the point cloud data of the opening of the large occipital foramen defining the provisional reference sphere B 0, that is, the outer surface of the large occipital foramen (Surface on the opposite side of the bottom of the inner skull) and point cloud data defining part of the slope Sphere B 2 is defined.
  • the point cloud data existing in the sphere B 1 the point cloud data that defines the slope from the point cloud data that defines the outer surface of the large occipital foramen (the surface opposite the inner skull base). Therefore, the center position C2 of the newly defined sphere B2 moves to the inclined part side, that is, upward, from the center position C0 of the temporary reference sphere B0.
  • the radius r 2 of the new sphere B 2 is larger than the radius r 0 of the temporary reference sphere BO. Note that a new sphere B 2 shown in FIG. 12 (C) is exaggerated to clarify the difference from the sphere B 0.
  • the predetermined ratio of increasing the radius r 0 of the temporary reference sphere BO is appropriately 0.5 to 20% with respect to the radius r 0 of the temporary reference sphere BO. Is set.
  • the computer device 10 determines whether or not the position of the defined sphere B 2 has converged. Specifically, the distance between the center coordinate C 0 of the temporary reference sphere B 0 and the center coordinate C 2 of the new sphere B 2 defined in step S 4 10 is calculated, and the distance is a predetermined value. If it is smaller, it is determined that the position of the sphere B 2 has converged.
  • step S 4 14 the center coordinate C 2 and radius r 2 of the new sphere B 2 defined in step S 4 1 0 are set as the center coordinate C 0 and radius r 0 of the new temporary reference sphere B 0. Rewrite and remember each. That is, at the initial execution time of each process from step S 4 10 to step S 4 14, the sphere B 2 is calculated mainly based on the point cloud data that defines the opening of the large occipital foramen.
  • the sphere B 2 is calculated from point cloud data that gradually defines the inclined portion of the large occipital foramen.
  • the upper part of the inclined part is a substantially horizontal inner skull base, and when point cloud data defining the inner skull base is included in the sphere B 1, it is used for the calculation of the sphere B 2.
  • the number of new point cloud data decreases rapidly. For this reason, the position of the sphere B 2 does not change in the state of the sphere that matches the surface shape of the inclined portion, and finally the central coordinate C 2 of the sphere B 2 converges to approximately one point. That is, finally, a sphere containing the most point cloud data defining the surface shape of the inclined portion is defined.
  • step S 4 1 0 the sphere B calculated in step S 4 1 0
  • the center coordinate C 2 of 2 converges to approximately one point, that is, the distance between the center coordinate C 2 of the calculated sphere B 2 and the center coordinate C 0 of the temporary reference sphere B 0 is smaller than the predetermined value.
  • “Ye s” is determined in step S 412, and the process proceeds to step S 416.
  • step S 416 the computer device 10 uses the center coordinate C 2 and the radius r 2 of the sphere B 2 in which the center coordinate C 2 converges to approximately one point as the center coordinate C of the large occipital hole reference sphere BD and After storing the radius r, in step S 41 8, the large occipital foramen sphere BD is superimposed on the 3D image of the inner skull base displayed on the display device 12 as shown in FIG. 11 (C). Display.
  • step S 420 the computer device 10, as shown in FIG. 13 (A), uses each of the point cloud data defining the inclined portion of the large occipital foramina, and The center of gravity C j of the point cloud data included in is calculated. Specifically, among the point cloud data that defines the slope of the large occipital foramen, the coordinate values of the point cloud data included in the large occipital foramen sphere BD are represented by the coordinate axes (X, Y, Z). Each sum is added to calculate the total value, and the total value is divided by the number of point cloud data added.
  • the point cloud data included in the large occipital foramen sphere BD is the shape of the slope in the hemisphere below the occipital foramen sphere BD.
  • the calculated center of gravity C j is set at a position directly below the center coordinate C of the large occipital foramen sphere BD.
  • step S 422 the computer apparatus 10 defines a sphere reference axis for the large occipital foramen sphere BD. Specifically, a straight line passing through the center coordinate C of the large occipital hole reference sphere BD and the center of gravity C j is defined as the sphere reference axis.
  • the center coordinate C of the large occipital foramen sphere BD and the center-of-gravity point C j are calculated based on the point cloud data that defines the inclined portion, so the spherical reference axis is the center of the inclined portion. It can be considered an axis.
  • the spherical reference axis can be considered as the central axis of the large occipital foramen.
  • step S424 the computer apparatus 10 defines a plane P3 perpendicular to the spherical reference axis near the opening of the large occipital foramen.
  • This definition of plane P3 consists of the following sub-steps 1 to 3.
  • Sub-step 1 The computer device 10 is a large one included in the large occipital foramen sphere BD.
  • the point cloud data that defines the slope of the occipital foramen specify the point cloud data closest to the large occipital foramen.
  • the computer device 10 includes each point group data that defines the inclined portion of the large occipital foramen, each point included in the large occipital foramen sphere BD.
  • the angles 1 to n formed by the triangular plane each represented by the group data and the sphere reference axis are calculated.
  • the smallest angle (angle in the figure) 3 1 in the calculated angles] 3 1 to / 3 n is stored as the minimum angle j3 min.
  • the point cloud data closer to the large occipital foramen (actually, the point cloud data defining the inclined portion)
  • the triangular plane represented by the point cloud data is closer to the sphere reference axis.
  • the point cloud data with the smallest angle of the triangular plane with respect to the sphere reference axis is the largest of the point cloud data that define the slope of the large occipital foramen included in the large occipital hole reference sphere BD. This is point cloud data at a position close to the occipital foramen.
  • Substep 2 The computer device extracts point cloud data for calculating the plane P3. Specifically, an angle obtained by adding a predetermined angle ⁇ to the angle] 3 min] 3 mi ⁇ + ⁇ is calculated, and an angle with respect to the sphere reference axis) is within a range of 3 min to an angle ⁇ i ⁇ + ⁇ Each point cloud data that defines the slope of the large occipital foramen included in the large occipital foramen sphere BD included in the angle is extracted.
  • the predetermined angle ⁇ is a value set to obtain a plurality of point cloud data for calculating the plane ⁇ 3.
  • the point cloud data located near the opening of the large occipital foramen is extracted in a band along the slope Is done.
  • the predetermined angle ⁇ is suitably in the range of 1 ° to 5 °, and is set to 3 ° in this embodiment. .
  • Sub-step 3 The computer device 10 calculates the plane ⁇ 3. Specifically, a plurality of point cloud data in the vicinity of the extracted large occipital foramen are substituted into the following equation 2 representing a plane, and unknowns a, b, c, d are calculated using the least square method . As a result, a plane P 3 that is substantially parallel to the opening surface of the large occipital foramen is defined near the upper portion of the opening of the large occipital foramen.
  • the computer device 10 calculates the coordinate value of the hole center CD of the large occipital foramen in step S 4 26. Specifically, the intersection point of the sphere reference axis and the plane P3 is calculated, and the coordinate value of the intersection point is set as the hole center CD of the large occipital hole.
  • the ball reference Since the axis is approximately equal to the central axis of the large occipital foramen, and the plane P 3 is near the opening of the large occipital foramen and substantially parallel to the opening surface, the intersection point can be considered as the hole center of the large occipital foramen it can.
  • the computer device 10 stores the calculated coordinate value of the large occipital foramen hole CD in step S 428, and then displays the coordinate value in step S 430 as shown in FIG. 11 (D).
  • the CD of the same hole is displayed on the 3D image of the inner skull base displayed on the device 12.
  • the computer apparatus 10 ends the execution of the large occipital hole center calculation subprogram and returns to the 3D image data generation program again.
  • the computer device 10 defines a reference coordinate system in step S110.
  • the reference coordinate system consists of an origin set on the reference plane and three reference axis (X, Y, and Z axes) forces that pass through the origin.
  • the reference coordinate system definition subprogram shown in FIG. 14 is started in step S500.
  • the computer apparatus 10 defines the reference plane P f.
  • the reference plane P f In the present embodiment, as described above, the Frankfurt plane that is frequently used in the cephalo analysis of the skull is defined as the reference plane P f. This definition of the reference plane P f consists of the following sub-steps 1 to 4.
  • Sub-step 1 As shown in FIG. 15 (A), the computer device 10 includes the orbital reference spheres BOL and BOR (the right orbital reference sphere BOR is not shown) and the ear canal reference spheres BP L and BPR. (The right ear canal reference ball BPR is not shown) and the basic plane P4 is defined.
  • the basic plane P4 is a plane including the center coordinates C of the two right and left orbit reference spheres BOL and BOR and the center coordinates C of the two right and left ear canal reference spheres BPL and BPR.
  • a reference plane P 4 is defined that includes the center coordinates C of the two right and left orbit reference spheres BOL and BOR and the center coordinates C of the two right and left ear canal reference spheres BPL and BPR.
  • Sub-step 2 The computer 10 determines four fixed points used for calculating the reference plane P f (Frankfurt plane), that is, the fixed points corresponding to the orbitale Or of the left orbit orbit and the polyon P o of the left and right ear canal. calculate.
  • Figure 16 As shown in Fig. 1, assuming a plane P 4 parallel to the base plane P 4, calculate the contact point where the same plane touches the lower surface of each of the two orbital reference spheres BOL and B OR, and calculate the coordinate value of the contact point Stored as fixed points P s 1 and P sr, respectively.
  • the two calculated fixed points P si and P sr correspond to the orbitale Or of the left and right orbits, respectively.
  • the coaxial line L o and the same orbit reference sphere BOL, BOR The same can be said by calculating the intersection of the lower surface and using the coordinate values of the intersection as fixed points P si and P sr.
  • the axis line L o from the positional relationship of the orbital reference orbit BOL and BOR of the orbital orbit of each orbit to the central coordinates C of each orbit You can set the angle with respect to the base plane P 4 in advance. In this case, the same angle is suitably in the range of 80 ° to 90 ° (or 90 ° 'to 100 °).
  • the plane P 4 '' force parallel to the base plane P 4 Calculates the contact point that touches the upper surface of each of the two ear canal reference spheres BP L, B PR, and calculates the coordinate value of the contact point P si ', P sr Store as, and respectively.
  • the two calculated fixed points P s i ′, P s r correspond to the left and right ear canal polyons P o, respectively.
  • An angle of the axis L p with respect to the basic plane P 4 may be set in advance. In this case, the same angle is suitably in the range of 80 ° to 90 ° (or 90 ° to 100 °).
  • Sub-step 3 The computer apparatus 10 defines a reference plane P f (Frankfurt plane) using the calculated four fixed points P s 1, P sr, P s 1 ′, and P sr ′. Specifically, the four fixed points P s 1, P sr, P s 1 ′, P sr ′ are substituted into the above equation 2 representing the plane, and the unknowns a, b, c, d are calculated using the least square method. Calculate To do. As a result, as shown in FIG. 15B, a reference plane P f (Frankfurt plane) including the four fixed points P s 1, P sr, P sl, P sr, is defined. This reference plane P f corresponds to the Frankfurt plane containing two orbitales Or and two polyons P o.
  • step S504 the computer apparatus 10 defines an origin O and three reference axes (X axis, Y axis, Z axis) on the reference plane P f (Frankfurt plane).
  • the definition of the origin O and the three reference axes consists of the following substeps 1 to 4.
  • Sub-step 1 The computer apparatus 10 defines the first reference axis Z on the reference plane P f (Frankfurt plane). Specifically, as shown in FIG. 15C, a straight line that passes through the hole center CD of the large occipital foramen and is orthogonal to the reference plane P f (Frankfurt plane) is calculated. And The first reference axis Z corresponds to the Z axis among the three reference axes (X axis, Y axis, Z axis).
  • Sub-step 2 The computer apparatus 10 defines the origin O on the reference plane P f (Frankfurt plane). Specifically, the intersection of the reference plane P f (Frankfurt plane) and the first reference axis Z is defined as the origin O.
  • Sub-step 3 The computer apparatus 10 defines the second reference axis X and the third reference axis Y, which are the other two reference axes. Specifically, a straight line parallel to a straight line passing through the two fixed points P s 1, P s r ′ (corresponding to polyion Or) and passing through the origin O is defined as a second reference axis X.
  • the second reference axis X corresponds to the X axis among the three reference axes (X axis, Y axis, Z axis).
  • the straight line passing through the two fixed points P s 1 ′ and P s r ′ (corresponding to the polyion Or) and orthogonal to the straight line passing through the origin O is defined as a third reference axis Y.
  • the third reference axis Y corresponds to the Y axis among the three reference axes (X axis, Y axis, Z axis).
  • the second reference axis X and the third reference axis Y should be defined in the same way using the center points C of the ear canal reference spheres BPL, BPR. Can do.
  • the second reference axis X and the third reference axis Y can be defined in the same way using the fixed points P s 1, P sr (corresponding to Orbitale Or) or the center points C of the orbital reference balls BOL and BOR. it can.
  • step S 5 06 the execution of the reference coordinate system definition subprogram is terminated, and the process returns to the 3D image data generation program again.
  • the computer apparatus 10 generates second 3D image data in step S 1 1 2 of FIG.
  • the second 3D image data is 3D image data for displaying a 3D image based on the defined reference coordinate system.
  • the computer apparatus 10 calculates a coordinate conversion coefficient for converting the first 3D image data into the second 3D image data.
  • the coordinate transformation coefficient is calculated by calculating a transformation matrix using the four coordinate values of the central coordinates C of the orbital reference spheres BOL and BOR and the central coordinates C of the ear canal reference spheres BPL and BPR. Coordinate conversion coefficient.
  • the computer device 10 uses the coordinate conversion coefficient to convert the first 3D image data into the second 3D image data.
  • step S 1 14 the computer device 10 stores the coordinate-converted second 3D image data in the memory 10 a, and then in step S 1 16,
  • the display device 12 displays a 3D image represented by the 3D image data, that is, a 3D image of the skull based on the reference coordinate system.
  • the computer apparatus 10 ends the execution of the three-dimensional image data generation program in step S 1 1 8. Accordingly, the operator operates the input device 11 to instruct the display direction of the 3D image, and displays the 3D image of the skull displayed on the display device 1 2 from an arbitrary direction. be able to.
  • the positions of various anatomical feature points of the skull represented by the second 3D image data, distances and angles between the feature points, and the like can be measured.
  • different 3D images of the same part can be displayed using a reference coordinate system set based on common feature points. This allows different 3D images to be displayed side-by-side or combined on a single reference coordinate system. The operator looks at the 3D image of the skull based on the reference coordinate system displayed on the display device 12 and evaluates and / or diagnoses the skull.
  • the orbital reference spheres BOL, BOR and the external auditory canal standard that match the respective surface shapes are applied to the orbit and the external auditory canal of the skull represented as a three-dimensional image.
  • Spheres BPL and BPR are uniquely defined, and orbit reference spheres BOL and BOR and ear canal reference spheres BPL and BPR are defined identically Is used to calculate the fixed points P s 1, P sr, P s 1 ', P sr, respectively corresponding to the feature points (Orbitale Or opopolyon Po) set in the orbit and the external auditory canal respectively.
  • the reference plane (Frankfurt plane) P f is defined using the identification points P si, P sr, P s 1 ′, P sr ′. Also, the hole center CD of the large occipital foramen is uniquely defined, and the first reference axis Z and the origin O are defined on the reference plane (Frankfurt plane) P f using the hole center CD, and the fixed point P s The reference coordinate system is defined by defining the second reference axis X and the third reference axis Y using 1, P sr, P s 1 ′, and P sr ′.
  • the fixed plane P si, P sr, P s 1 ′,. P sr which is uniquely extracted from the three-dimensional image data of the skull, is used as the reference plane (Frankfurt plane) P f
  • the reference coordinate system can be uniquely defined.
  • the reproduction / rawness of the reference plane (Frankfurt plane) P f and the reference coordinate system is improved.
  • the left and right orbital foramen are respectively specified, but the point cloud data defining the periphery of the orbital mouth is extracted. If possible, it is not limited to this.
  • a point on the nasal bone that is the midpoint between the left and right orbital openings may be designated.
  • the size and orientation of the plane P 1 may be set in advance in the computer device 10 so as to define the plane P 1 including a point on the nasal bone designated by the same.
  • the operator has the orbital mouth, the ear canal opening and the Orbital mouth, opening of the ear canal to designate the opening of the large occipital foramen
  • the regions T 1,, 2, and ⁇ 3 around the opening of the head and large occipital foramen are specified, but this is not restrictive.
  • the orbital mouth, the ear canal opening, and the large occipital foramen opening may be automatically specified by the converter device 10 based on the shape of the skull. According to this, the burden on the operator can be reduced in each calculation of the orbital reference spheres BOL and BOR, the ear canal reference spheres BPL and BPR, and the hole center CD of the large occipital foramen.
  • the orbital inferior point (Orbitale) Or and the uppermost point of the ear canal (Polyon) Po are fixed points.
  • the feature point can be specified based on the defined reference sphere, It is not limited to this.
  • points that can be identified conceptually by the shape of the bone for example, the center of a hole such as an orbit can be used as a fixed point.
  • the skin feature points such as the ear canal and the nostril can be fixed points.
  • the reference sphere is defined for the orbit of the skull, the ear canal, and the large occipital foramen.
  • the present invention is not limited to this as long as the reference sphere is defined for the hole.
  • the reference sphere may be defined in the orbital foramen, the suborbital foramen, the chin hole, the nostril, etc., or a hole in the bone of another part.
  • the Frankfurt plane is used as the reference plane P f, but the present invention is not limited to this as long as it is a plane calculated from the extracted fixed point.
  • an OM line (OM plane) or an orbital ear hole line may be used as the reference plane.
  • the center coordinates C of the left and right orbit reference spheres BOL and BOR and the center coordinates C of the fixed points P si 'and P sr' or the ear canal reference spheres BPL and BPR corresponding to the left and right ear canal polyons Po respectively. Should be the four fixed points used in the calculation of the reference plane.
  • the reference plane P f is calculated using the four fixed points P si, P sr, P s 1 ′, P sr ′.
  • the reference plane P f can be calculated using any three of the four fixed points P s 1, P sr, P s 1 ′, and P sr ′.
  • the reference plane P f may be calculated using the midpoint of the straight line connecting the two fixed points P sl and P sr and the two fixed points P s 1 ′ and P sr ′.
  • the origin of the reference coordinate system is set based on the hole center CD of the large occipital foramen.
  • the present invention is not limited to this.
  • Cera and Pazion widely used in clinical practice are used.
  • the hole center CD of the large occipital hole is used for setting the reference coordinate system.
  • the present invention is not limited to this.
  • it can be used to specify fixed points corresponding to other feature points.
  • the hole center CD of the large occipital foramen can be used as a new anatomical feature.
  • the present invention is applied to the three-dimensional image data of the human skull.
  • the present invention is not limited to this.
  • the present invention can be widely applied to, for example, 3D image data related to other parts of human or 3D image data of animals, plants or structures other than humans. '

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Abstract

3次元画像処理装置は、眼窩および外耳道のそれぞれの表面形状に合った各基準球BOL,BOR,BPL,BPRを一義的に定義し、同各基準球BOL,BOR,BPL,BPRを用いて、解剖学的な特徴点にそれぞれ対応する定点Psl,Psr,Psl',Psr'を抽出する。そして、同定点Psl,Psr,Psl',Psr'を用いて基準平面Pfを定義する。また、大後頭孔の穴中心CDを一義的に定義し、同穴中心CDおよび定点Psl,Psr,Psl',Psr'を用いて基準平面Pfに原点Oおよび第1～3基準軸Z,X,Yからなる基準座標系を定義する。

Description

3次元画像処理装置、 同装置に適用されるコンピュータ読み取り可能なプログラ ムおよび 3次元画像処理方法 技 術 分 野
本発明は、 X線 C T (Computed Tomography： コンピュータ断層撮影） 装置、 MR I (Magnetic Resonance Imaging：磁気共鳴診断） 装置などの各種断層撮 影装置により得られる 2次元断層画明像データに基づいて 3次元画像データを生成 して 3次元画像を表示させる 3次元画像田処理装置、 同装置に適用されるコンビュ ータ読み取り可能なプログラムおよび 3次元画像処理方法に関する。 背 景 技 術
一般に、 X線 C T装置、 MR I装置などの各種断層撮影装置から得られる人体 の画像は、 2次元の断層画像であり、 1枚の 2次元断層画像では立体的な人体内 部の構造を把握することが難しく、 1枚の 2次元断層画像を診断に用いることは できない。 このため、 臨床では、 診断の対象となる部位を含む複数の 2次元断層 画像を撮影し、 同複数の 2次元断層画像を立体的に構築して 3次元画像として表 示装置に表示させて診断が行われている。
この場合、 表示装置上に表示される 3次元画像は、 所定の基準座標系に基づい て生成される 3次元画像データによって表されている。 基準座標系は、 3次元画 像上に表される人体に関する解剖学的な複数の特徴点に基づいて設定される基準 面および基準軸から構成されている。 この基準座標系の設定には、 種々の方法が 提案されている。
例えば、 国際公開 0 1 0 0 3 0 6 5号公報に記載の 3次元画像処理装置おい ては、 表示装置に表示される 3次元画像を作業者 （医師など） が見ながら、 同 3 次元画像上に表される前記特徴点のそれぞれの位置を手操作により直接指定して 行われている。 この場合、 特徴点は少なくとも 3つ以上指定され、 これら 3っ以 上の特徴点に基づいて基準面および基準軸が計算されて基準座標系が設定される。 また、 特開平 8— 1 3 1 4 0 3号公報に記載の 3次元画像処理装置においては、 3次元画像上に表される所定の部位 （例えば歯髄、 眼球など） の重心点または中 心点を特徴点として設定している。 この場合、 特徴点は少なくとも 3つ以上設定 され、 これら 3つ以上の特徴点に基づいて基準面おょぴ基準軸が計算されて基準 座標系が設定される。
しかしながら、 上記国際公開 0 1 Z O 0 3 0 6 5号公報に記載の 3次元画像処 理装置においては、 3次元画像上に表される各特徴点の位置を一義的に特定して 指定できないため、 基準面または基準座標系の設定の都度、 異なる基準面または 基準座標系が設定され基準面および基準座標系の再現性が悪い。 このため、 3次 元画像上に表される同一部位に関する異なる 3次元画像間で位置関係を統一する ことができず、 正確な診断ができないという問題がある。 また、 上記特開平 8— 1 3 1 4 0 3号公報に記載の 3次元画像処理装置においては、 3次元画像上に表 される所定の部位 （例えば歯髄、 眼球など） の重心点または中心点などの概念上 の点を特徴点としている。 このため、 臨床において広く用いられている基準面お よび基準座標系である骨などの表面上に設定される特徴点に基づく基準面および 基準座標系によって 3次元画像を評価することができず、 正確な診断ができない という問題がある。 発 明 の 開 示
本発明は前記問題に対処するためなされたもので、 その目的は、 骨などの表面 上に設定される解剖学的な複数の特徴点にそれぞれ対応する点を、 同骨などを表 す 3次元画像データからそれぞれ一義的に定点として抽出し、 同抽出した複数の 定点を用いて基準面および基準座標系を再現性良く定義するとともに、 同基準座 標系に基づいて 3次元画像を表示することが可能な 3次元画像処理装置、 同装置 に適用されるコンピュータ読み取り可能なプログラムおよび 3次元画像処理方法 を提供することにある。
前記目的を達成するため、 本発明の特徴は、 ヒ トまたは動物の骨の表面形状に 関する 3次元画像データを用いて骨の 3次元形状を表示させるための 3次元画像 処理装置において、 骨の表面に存在する少なくとも 3つの穴部の表面形状に合つ た基準球をそれぞれ定義する基準球定義手段と、 基準球定義手段によって定義さ れた少なくとも 3つの基準球に基づいて、 基準平面を定義する基準平面定義手段 とを備えたことにある。
このように構成した本楽明の特徴によれば、 骨の表面に存在する穴部の表面形 状に合った基準球は一義的に特定される。 そして、 このように一義的に特定され た少なくとも 3つの基準球を用いて基準平面が定義される。 このため、 所定の穴 部から定義される基準平面は、 常に一義的に特定され、 基準平面の再現性が良好 となる。 この結果、 3次元画像上に表される同一部位に関する異なる 3次元画像 間で位置関係を統一することができ、 正確な診断を行うことができる。
また、 本発明の他の特徴は、 前記基準平面定義手段を、 基準球定義手段によつ て定義される少なくとも 3つの基準球に基づいて、 骨の表面上に設定される角剖 学的な特徴点のうち、 前記少なくとも 3つの基準球に対応した少なくとも 3つの 特徴点を定点としてそれぞれ計算する定点計算手段と、 '定点計算手段によつて計 算された少なくとも 3つの定点を含む平面を前記基準平面として計算する基準平 面計算手段とで構成したことにある。
このように構成した本発明の他の特徴によれば、 骨の表面上に設定される解剖 学的な特徴点を定点として基準平面を定義している。 このため、 臨床において広 く用いられている骨などの表面上に設定される特徴点に基づく基準平面によって 3次元画像を評価することができ、 正確な診断を行うことができる。
この場合、 例えば、 前記基準平面を、 顔面骨 ·頭蓋骨上に設定されるフランク フルト平面にしてもよい。 フランクフルト平面の定義に用いる前記少なくとも 3 つの穴部は、 それぞれ顔面骨 ·頭蓋骨における眼窩および外耳道のいずれかであ るとよい。 また、 前記定点計算手段は、 前記少なくとも 3つの基準球の各中心点 を含む基礎平面を定義し、 同基礎平面に平行な平面が前記少なくとも 3つの基準 球にそれぞれ接する接点を定点として計算するとよい。 例えば、 左右の眼窩およ ぴ外耳道について基準球を定義した場合、 左右の眼窩および外耳道の各中心点を 含む基礎平面を定義する。 そして、 同基礎平面と平行な平面と眼窩に定義された 各基準球の下側の表面との各接点をそれぞれ定点とする。 この場合、 同各定点は 解剖学的な特徴点である眼窩下点 （オルビレータ） に対応する。 また、 同基礎平 面と平行な平面と外耳道に定義された各基準球の上側の表面との各接点を定点と する。 この場合、 同各定点は解剖学的な特徴点である外耳道の最上点 （ポリオ ン） に対応する。 これにより、 解剖学的な特徴点を用いて臨床において広く用い られている基準平面の 1つであるフランクフルト平面を定義することができる。 また、 前記少なくとも 3つの穴部の 1つは眼窩であり、 前記眼窩の表面形状に 合った基準球を定義するために、 前記基準球定義手段を、 眼窩の開口部に、 同開 口部の表面形状に合った仮基準球を定義する仮基準球定義手段と、 前記仮基準球 の半径を所定量だけ大きくした球体内に含まれる 3次元画像データを用いて新た な球体を定義し、 同新たな球体の中心位置と前記仮基準球の中心位置との距離が 所定値未満になるまで新たな球体を新たな仮基準球として再定義し続けて、 新た な球体の中心位置と前記仮基準球の中心位置との距離が所定値未満になったとき、 同新たな球体を基準球として決定する眼窩基準球決定手段とで構成するとよい。 これによれば、 仮基準球が次第に大きくなるに従って、 眼窩内部を表す略全ての 3次元画像データによって基準球が一義的に定義される。 この結果、 眼窩の表面 形状に合った基準球を、 精度および再現性よく定義することができる。
また、 前記少なくとも 3つの穴部の 1つは外耳道であり、 前記外耳道の表面形 状に合った基準球を定義するために、 前記基準球定義手段を、 前記外耳道を含む 所定の大きさの領域を定義する領域定義手段と、 前記定義された領域に含まれる 3次元画像データを用いて、 所定の半径を有し、 かつ前記外耳道に接する球体を 基準球として決定する外耳道基準球決定手段とで構成するとよい。 これによれば、 略円錐形状からなる外耳道の所定の半径の位置に対して、 同外耳道の表面に接す る同所定の半径の基準球を一義的に定義することができる。 この結果、 外耳道の 開口部の表面形状に合つた基準球を、 精度および再現性よく定義することができ る。
また、 本発明の他の特徴は、 前記少なくとも 3つの穴部とは異なる穴部の穴中 心を計算する穴中心計算手段と、 穴中心計算手段により計算された前記穴中心を 通り前記基準平面に直交する直線を第 1基準軸として計算する第 1の基準軸計算 手段とを備え、 前記第 1基準軸と前記基準平面とからなる基準座標系を定義する ようにしたことにある。
この場合、 例えば、 前記第 1基準軸と前記基準平面との交点を原点とし、 前記 少なくとも 3つの基準球のうちの 2つの基準球を用いて前記基準平面内にて直交 する第 2基準軸および第 3基準軸を計算する第 2の基準軸計算手段を備えるよう にするとよい。 このように構成された本発明の他の特徴によれば、 骨の表面に存在する穴部の 穴中心は一義的に特定される。 そして、 同穴中心を通り前記基準平面に直交する 直線を第 1基準軸とし、 前記少なくとも 3つの基 球のうちの 2つの基準球を用 いて第 2基準軸および第 3基準軸を計算している。 このため、 一義的に定義され た基準面に対して一義的に原点および各基準軸を設定 1 "ることができ、 基準座標 系の再現性が良好となる。 この結果、 3次元画像上に表される同一部位に関する 異なる 3次元画像間で位置関係を統一することができ、 正確な診断を行うことが できる。
また、 例えば、 前記穴中心計算手段を、 前記少なくとも 3つの穴部とは異なる 穴部の開口部に、 同開口部の表面形状に合った仮基準球を定義する仮基準球定義 手段と、 前記仮基準球の半径を所定量だけ大きくした球体内に含まれる 3次元画 像データを用いて新たな球体を定義し、 同新たな球体の中心位置と前記仮基準球 の中心位置との距離が所定値未満になるまで前記新たな球体を新たな仮基準球と して再定義し続けて、 新たな球体の中心位置と前記仮基準球の中心位置との距離 が所定値未満になったとき、 同新たな球体を基準球として決定する基準球決定手 段と、 基準球決定手段によって決定された基準球に含まれる 3次元画像データの うちで、 前記穴部の開口部の近傍に位置する 3次元画像データを用いて開口部の 平面を定義する穴平面定義手段と、 基準球決定手段によつて決定された基準球の 中心を通り穴平面定義手段によって定義された平面に直交する直線と同平面との 交点を前記穴部の穴中心とする穴中心決定手段とで構成するとよい。 この場合、 前記少なくとも 3つの穴部とは異なる穴部を、 顔面骨，頭蓋骨の大後頭孔にする とよい。
これによれば、 仮基準球が次第に大きくなるに従って、 大後頭孔の開口部周辺 を表す略全ての 3次元画像データによつて基準球が一義的に定義される。 このた め、 大後頭孔の近傍に基準球を、 精度および再現性よく定義することができる。 また、 大後頭孔の開口部近傍に位置する同基準球に含まれる 3次元データを用い て定義される平面は、 大後頭孔の開口部の平面と略等しいため、 前記基準球の中 心を通り同平面に直交する直線と同平面との交点を大後頭孔の穴中心として一義 的に定義することができる。 これにより、 前記基準面に対して一義的に原点およ ぴ各基準軸を設定することができ、 基準座標系の再現性が良好となる。 また、 骨 の表面に設定される解剖学的な特徴点以外の点を特徴点として一義的に特定して、 基準座標系を設定することもできる。
また、 本発明は装置の発明として実施できるばかりでなく、 コンピュータ読み 取り可能なプログラムおよび方法の発明としても実施できるものである。
図 面 の 簡 単 な 説 明
図 1は、 本発明の一実施形態に係る 3次元画像処理装置の全体を概略的に示す プロック図である。
図 2は、 図 1の 3次元画像処理装置によって実行される 3次元画像データ生成 プログラムのフローチャートである。
図 3は、 （A) 〜 （D) は眼窩口を定義する点群データを抽出する過程を時系 列的に示した説明図である。
図 4は、 図 1の 3次元画像処理装置によって実行される眼窩基準球定義サブプ 口グラムのフローチヤ一トである。
図 5は、 （A) 〜 （D) は図 3 (D) の 5— 5線に沿って見た眼窩内に基準球 を定義する過程を時系列的に示した眼窩の断面図である。
図 6は、 （A) および （B ) は眼窩の表面形状に合った基準球を示す頭蓋骨を 正面視させた説明図である。
図 7は、 図 1の 3次元画像処理装置によって実行される外耳道基準球定義サブ プログラムのフローチヤ一トである。
図 8は、 （A) 〜 （D) は外耳道に基準球が定義される過程を時系列的に示し た頭蓋骨またはその一部を左側面視させた説明図である。
図 9は、 （A) および （B ) は図 8 (A) の 9— 9線に沿って見た外耳道に基 準球を定義する過程を示した外耳道の断面図である。
図 1 0は、 図 1の 3次元画像処理装置によって実行される大後頭孔穴中心計算 サブプログラムのフローチヤ一トである。
図 1 1は、 （A) 〜 (D) は外耳道に基準球が定義される過程を時系列的に示 した内頭蓋底の説明図である。
図 1 2は、 （A) 〜 （D) は図 1 1 (A) 1 2— 1 2線に沿って見た大後頭孔 に基準球を定義する過程を示した大後頭孔の断面図である。
図 1 3は、 （A) および （B ) は図 1 1 (A) 1 2 - 1 2線に沿って見た大後 頭孔の穴中心を計算する過程を示した大後頭孔の断面図である。
図 1 4は、 図 1の 3次元画像処理装置によって実行される基準座標定義サブプ 口グラムのフローチヤ一トである。
図 1 5は、 （A) 〜 （C ) は頭蓋骨上に基準平面および基準座標系を定義する 過程を時系列的に示した頭蓋骨の左側面図である。
図 1 6は、 眼窩基準球および外耳道基準球を用いて定点を計算する過程を説明 するための説明図である。
発明を実施するための最良の形態
以下、 本発明に係る 3次元画像処理装置の一実施形態について図面を参照しな がら説明する。 図 1は、 人体の 3次元画像を任意の方向から見て表示可能な 3次 元画像処理装置の基本構成を示す概略図である。 この 3次元画像処理装置は、 コ ンピュータ装置 1 0、 入力装置 1 1および表示装置 1 2から構成されている。 コンピュータ装置 1 0は、 C P U、 R OM、 R AM, ハードディスクなどから なり、 キーボード、 マウスなどからなる入力装置 1 1からの指示に従って、 図示 しないプログラムを実行することにより、 人体の複数の 2次元断層画像データに 基づいて、 同人体の 3次元画像を任意の方向から見て表示可能な第 1の 3次元画 像データを生成する。 また、 コンピュータ装置 1 0は、 図 2に示すプログラムを 実行することにより、 前記第 1の 3次元画像データによる人体の 3次元画像に表 された解剖学的な複数の特徴点に基づいて基準座標系を設定して、 同基準座標系 に基づく 3次元画像データである第 2の 3次元画像データを生成する。
ここで解剖学的な特徴点とは、 解剖学的に見て全ての人体に存在し略一点に収 束できる点であり、 骨などの表面上に現実に設定される点 （例えば、 眼窩下点な ど） のほか、 骨などの形状に基づいて概念的に設定することができる点 （例えば、 眼窩の中心点など） も含むものである。 また、 基準座標系は、 互いに異なる少な くとも 3つ以上の特徴点に基づいて定義される基準面おょぴ 3つの基準軸から構 成される座標系である。 このコンピュータ装置 1 0に内蔵されているハードディスクには、 人体の複数 の 2次元断層画像データ、 第 1の 3次元画像データおよび第 2の 3次元画像デー タを記憶するための領域が確保されており、 以降この記憶領域をメモリ 1 0 aと いう。 また、 コンピュータ装置 1 0には、 表示装置 1 2が接続されている。 表示 装置 1 2は、 C R T (または液晶ディスプレイ） などからなり、 コンピュータ装 置 1 0から出力される 2次元画像データ、 第 1および第 2の 3次元画像データに よって表される人体の 2次元断層画像または 3次元画像を表示させる。
コンピュータ装置 1 0には、 X線 C T (コンピュータ断層撮影） 装置 2 0が接 続されている。 X線 C T装置 2 0は、 X線を用いて人体の断層画像をへリカルス キャンにより連続的に撮影して、 複数の 2次元断層画像データとしてコンビユー タ装置 1 0に出力する。 なお、 この場合、 コンピュータ装置 1 0に出力される画 像データは、 2次元の断層画像データであればよく、 この X線 C T装置 2 0に代 えて、 例えば、 MR I (磁気共鳴診断） 装置による人体の複数の 2次元断層画像 データであってもよい。 また、 これらの X線 C T装置、 MR I装置などの各種断 層撮影装置によって得られた 2次元断層画像データを記憶させたハードディスク 装置、 光ディスク装置などからなる外部記憶装置からコンピュータ装置 1 0に、 同複数の 2次元断層画像データを出力するように構成してもよレ、。
上記のように構成した実施形態の作動について説明する。 作業者は、 図示しな い電源スィツチの投入により、 コンピュータ装置 1 0および X線 C T装置 2 0の 作動を開始させる。 そして、 作業者は、 X線 C T装置 2 0を操作して人体の断層 画像を撮影する。 本実施形態におい Tは、 人体における頭部の断層画像を撮影す る。 これにより、 X線 C T装置 2 0は、 撮影した頭部に関する複数の 2次元断層 画像データを生成する。 この X線 C T装置 2 0による 2次元断層画像データの生 成の詳細については、 本発明に直接関わらないので、 その説明は省略する。 なお、 X線 C T装置 2 0に、 既に 2次元断層画像データが生成されている場合には、 こ の撮影作業は省略できる。
次に、 作業者は、 入力装置 1 1を操作して X線 C T装置 2 0によって生成され た複数の 2次元断層画像データの入力をコンピュータ装置 1 0に指示する。 この 指示に応答して、 コンピュータ装置 1 0は、 X線 C T装置 2 0から複数の 2次元 断層画像データを入力してメモリ 1 0 a内に記憶させる。 次に、 作業者は、 入力 装置 1 1を操作して第 1の 3次元画像データの生成をコンピュータ装置 1 0に指 示する。 この指示に応答レて、 コンピュータ装置 1 0は、 図示しないプログラム を実行することにより、 メモリ 1 0 a内に記憶されている複数の 2次元断層画像 データを立体的に構築して第 1の 3次元画像データを生成する。 この場合、 2次 元断層画像データの C T値を用いて、 ヒ トの頭部における頭蓋骨に関する 2次元 断層画像データのみを抽出して第 1の 3次元画像データを生成する。 'これにより、 X線 C T装置 2 0によつて撮影された頭部に含まれる頭蓋骨の 3次元画像を任意 の方向から見て表示可能な第 1の 3次元画像データが生成される。 なお、 本実施 形態において前記頭蓋骨の用語は、 顔面骨など頭部全体を構成する骨の総称とし て用いる。
この場合、 本実施形態においては、 第 1の 3次元画像データは S T L (Stereo Lithography) データ形式により生成される。 S T Lデータ形式とは、 被対象物 (頭蓋骨） の表面形状を表す 3次元画像データを、 微小な三角平面で表される点 群データの集まりとして構成したものである。 したがって、 被対象物 （頭蓋骨） の形状は、 同被対象物 （頭蓋骨） の表面形状を近似した多面体モデルによって表 される。 また、 S T Lデータ形式によって表される各点群データは、 各点群デー タが表す三角平面の法線べクトルに関するデータもそれぞれ有している。 この S T Lデータ形式による第 1の 3次元画像データの生成処理については本発明に直 接関わらないので、 その説明は省略する。
なお、 この第 1の 3次元画像データは、 X線 C T装置 2 0において設定された 座標系に基づいて生成されるものである。 すなわち、 第 1の 3次元画像データは、 X線 C T装置 2 0のガントリ中心を原点とし、 人体の左右方向を X軸、 人体の前 後方向を Y軸、 人体の上下方向を Z軸とする直交座標系に基づいて生成される。 したがって、 第 1の 3次元画像データを構成する各点群データは座標値 （X , Y, Z ) で表される。 この場合、 座標値 （X， Y , Z ) は、 それぞれの前記微小な三 角平面の各重心点である。
次に、 作業者は、 入力装置 1 1を操作して第 2の 3次元画像データの生成をコ ンピュータ装置 1 0に指示する。 ここで、 第 2の 3次元画像データは、 第 1の 3 次元画像データによって表された頭蓋骨の 3次元画像上に定義される基準座標系 に基づいて生成される 3次元画像データである。 本実施形態においては、 頭蓋骨 のセファロ分析に多用されているフランクフルト平面を基準平面とし、 同基準平 面に従つた 3つの基準軸を定義して基準座標系とする。 フランクフルト平面は、 左右の眼窩下点 （オルビターレ） を結んだ直線の中点または左右の眼窩下点 （ォ ルビターレ） のどちらか一方と、 左右の外耳道のそれぞれの最上点 （ポリオン） を含む平面である。 コンピュータ装置 10は、 前記指示に応答して、 図 2に示す 3次元画像データ生成プログラムの実行をステップ S 100にて開始する。 そし て、 コンピュータ装置 10は、 ステップ S 102にて、 図 3 (A) に示すように 第 1の 3次元画像データによって表される 3次元画像、 すなわち頭蓋骨の 3次元 画像を表示装置 12に表示させる。
次に、 コンピュータ装置 10は、 ステップ S 104にて、 第 1の 3次元画像デ ータによつて表された頭蓋骨の 3次元画像の左右の眼窩の表面形状にそれぞれ合 つた眼窩基準球 BOL， B ORを定義する。 これらの眼窩に定義される各眼窩基 準球 BOL， BORは、 頭蓋骨上の解剖学的な特徴点の 1つである左右の眼窩下 点 （オルビターレ） O rを特定するために用いられる。 具体的には、 図 4に示す 眼窩基準球定義サブプログラムをステップ S 200にて開始する。 なお、 この眼 窩基準球 BOL， BORの定義は、 左右の眼窩について行われるが、 両眼窩基準 球 BOL， BORとも同様にして定義されるため、 これらのうち、 左目 （図示右 側の目） の眼窩基準球 B O Lの場合についてのみ説明する。
コンピュータ装置 10は、 ステップ S 202にて、 表示装置 12に左右の眼窩 の画像を表示させるように作業者に促す。 作業者は、 図 3 (B) に示すように、 入力装置 1 1を操作して表示装置 1 2に頭蓋骨を略正面視させた画像を表示させ る。 次に、 コンピュータ装置 10は、 ステップ S 204にて、 左目の眼窩の開口 部、 すなわち眼窩口付近を定義する点群データを抽出する。 この眼窩口付近の点 群データの抽出は、 次のサプステップ 1〜4の処理からなる。
サブステップ 1 ： コンピュータ装置 10は、 左右の眼窩下孔の指定を作業者に 促す。 これに応じて作業者は、 入力装置 1 1を操作して、 略正面視させた頭蓋骨 の 3次元画像上に表されている左右の眼窩下孔をそれぞれ指定する （図 3 (B) 参照） 。 これにより、 コンピュータ装置 10は、 指定された位置 （両眼窩下孔） をそれぞれ定義する点群データを取得する。
サブステップ 2 ： コンピュータ装置 10は、 略正面視させた頭蓋骨の 3次元画 像上に平面 P 1を定義する。 具体的には、 指定された両眼窩下孔をそれぞれ定義 する点群データを含み Z軸方向 （人体の上下方向） に平行な平面を計算する。 こ の場合、 四角形状の平面 P 1を構成する上下の 2辺は、 両眼窩下孔の各点群デー タを結ぶ直線 L 1にそれぞれ平行であり、 左右の 2辺は、 同直線 L 1にそれぞれ 直交する。 そして、 これら 4つの辺で、 表示装置 1 2に表示されている頭蓋骨の 3次元画像を囲んだ状態で四角形状の平面 P 1が定義される。
サブステップ 3 ： コンピュータ装置 1 0は、 図 3 ( C ) に示すように、 前記四 角形状の平面 P 1を前後方向にそれぞれ所定長さ （例えば 1 0 mm) ずつ平行移 動させた場合に形成される直方体 V 1内に存在する第 1の 3次元画像データの各 点群データを抽出する。 そして、 コンピュータ装置 1 0は、 同抽出された各点群 データを、 表示装置 1 2に表示されている頭蓋骨の 3次元画像に重ねて表示させ る （図 3 ( B ) , ( C ) 参照） 。 なお、 この場合、 抽出される各点群データは、 頭蓋骨の表面形状をそれぞれ定義している点群データである。
サブステップ 4 ： コンピュータ装置 1 0は、 左目の眼窩口の指定を作業者に促 す。 これに応じて作業者は、 入力装置 1 1を操作して表示装置 1 2に表示された 頭蓋骨の略正面視させた 3次元画像上の左目の眼窩口を指定する。 この場合、 眼 窩ロのみを指定することができないため、 図 3 (D) に示すように、 眼窩口を含 む眼窩および眼窩口周辺の領域 T 1を指定する。 これにより、 コンピュータ装置 1 0は、 直方体 V I内に存在する点群データのうち、 指定された領域 T 1内に存 在する点群データを抽出して、 眼窩口付近の点群データとして記憶する。
次に、 コンピュータ装置 1 0は、 ステップ S 2 0 6にて、 左目の眼窩口に仮基 準球 B 0を定義する。 具体的には、 前記ステップ S 2 0 4にて抽出された眼窩口 付近の点群データを、 球体を表す下記式 1の左辺の X， Y , Zにそれぞれ代入し、 最小 2乗法を用いて未知数 a , b , c , dを計算する。 この場合、 a , b， cは、 点群データにより表された球体中心の x， y , z座標値をそれぞれ表し、 dは球 体の半径を表す。 これにより、 図 5 (A) に示すように、 眼窩口の表面形状に合 つた、 すなわち眼窩口を定義する点群データを含む仮基準球 B 0が定義される。 この場合、 抽出された眼窩口付近の点群データにおいては、 眼窩内を定義する点 群データが眼窩口の外側を定義する点群データより多い。 このため、 仮基準球 B 0は、 眼窩口の内側、 すなわち眼窩側に偏って定義される。 そして、 コンビュ一 タ装置 10は、 ステップ S 208にて、 定義された仮基準球 B 0の中心座標 CO および半径 r 0をそれぞれ記憶する。
(X-a) 2+ (Y-b) 2+ (Z-c) 2=d2 …式 1
次に、 コンピュータ装置 10は、 左目の眼窩内の表面形状に合った眼窩基準球 BOLを定義する。 この眼窩基準球 BOLの定義は、 ステップ S 210ないしス テツプ S 214の各処理を繰り返し実行して行われる。 まず、 コンピュータ装置 10は、 ステップ S 210にて、 球体 B 2を定義する。 具体的には、 図 5 (B) に示すように、 前記仮基準球 B 0の中心座標 C 0を中心として、 前記仮基準球 B 0の半径 r 0を所定の割合だけ大きくした半径 r 1の球体 B 1を定義する。 そし て、 同球体 B 1内に含まれる第 1の 3次元画像データの各点群データを、 球体を 表す式である上記式 1に代入し、 最小 2乗法を用いて耒知数 a， b， c, dを計 算する。 これにより、 図 5 (C) に示すように、 前記仮基準球 B 0を定義する眼 窩ロ付近の点群データの外側の点群データ、 すなわち、 眼窩口の外側おょぴ眼窩 内の一部を定義する点群データを用いて新たな球体 B 2が定義される。
この場合、 球体 B 1内に存在する各点群データにおいては、 眼窩口の外側を定 義する点群データより眼窩内を定義する点群データの方が多いため、 新たに計算 される球体 B 2の中心位置 C 2は、 仮基準球 B 0の中心位置 C 0より眼窩内に移 動する。 また、 眼窩口の内径より眼窩内の内径の方が大きいため、 新たな球体 B 2の半径 r 2は、 仮基準球 B 0の半径 r 0より大きくなる。 なお、 図 5 (C) に 示す新たな球体 B 2は、 球体 B 0との相違を明確にするため誇張して示している。 また、 仮基準球 B 0の半径 r 0を大きくする所定の割合は、 前記仮基準球 B 0の 半径 r Oに対して 0. 5〜 2割が適当であり、 本実施形態においては、 1割に設 定している。
次に、 コンピュータ装置 10は、 ステップ S 212にて、 前記定義された新た な球体 B 2の位置が収束したかを判定する。 具体的には、 前記仮基準球 B 0の中 心座標 C 0と前記ステップ S 210にて定義された新たな球体 B 2の中心座標 C 2との距離を計算し、 同距離が所定の値より小さい場合に、 球体 B 2の位置が収 束したものと判定する。 したがって、 この判定において、 同距離が所定値より大 きい場合には、 「No」 と判定され続けて、 ステップ S 214を介してステップ S 210, S 21 2の処理が繰り返し実行される。 ステップ S 214では、 前記 ステップ S 2 1 0にて定義された新たな球体 B 2の中心座標 C 2および半径 r 2 を新たな仮基準球 B 0の中心座標 C 0およぴ半径 r Oとして書き換えて記憶する。 すなわち、 ステップ S 2 1 0ないしステップ S 2 1 4の各処理の初期の実行時 においては、 眼窩口付近を定義する点群データに基づいて球体 B 2が定義される。 そして、 ステップ S 2 1 0ないしステップ S 2 1 4が繰り返し実行されることに よって、 徐々に眼窩内部を定義する点群データによって球体 B 2が定義される。 この場合、 球体 B 2の計算に用いられる点群データに占める眼窩内部を定義する 点群データの割合が大きくなると、 計算される球体 B 2は徐々に眼窩内部の表面 形状に合った球体となり、 最終的に球体 B 2の中心座標 C 2は徐々に略一点に収 束する。 すなわち、 最終的には、 眼窩内部の表面形状を定義する点群データを最 も多く含む球体が定義される。
そして、 図 5 (D ) に示すように、 ステップ S 2 1 0にて計算される球体 B 2 の中心座標 C 2が略一点に収束した場合、 すなわち、 計算された球体 B 2の中心 座標 C 2と、 仮基準球 B 0の中心座標 C 0との距離が所定値より小さくなった場 合には、 眼窩内部の表面形状に合った球体が定義されたとして、 ステップ S 2 1 2にて、 Γγ e s J と判定され、 ステップ S 2 1 6に進む。 なお、 この場合、 球 体 B 2は、 最終的に眼窩内部の表面形状を定義する略全ての点群データに基づい て計算されるため、 球体 B 2の下端面付近には、 オルビターレ O rまたは同オル ビターレ O rの極近傍を定義する点群データが含まれる。
コンピュータ装置 1 0は、 ステップ S 2 1 6にて、 前記中心座標 C 2が略一点 に収束した球体 B 2の中心座標 C 2および半径 r 2を、 眼窩基準球 B O Lの中心 座標 Cおよび半径 rとして記憶する。 そして、 コンピュータ装置 1 0は、 ステツ プ S 2 1 8にて、 図 6 (A) に示すように、 表示装置 1 2に表示されている頭蓋 骨の 3次元画像に重ねて眼窩基準球 B O Lを表示させた後、 ステップ S 2 2 0に て、 眼窩基準球定義サブプログラムの実行を終了して、 再び 3次元画像データ生 成プログラムに戻る。 なお、 前記したように、 この眼窩基準球定義サブプロダラ ムの実行は、 右目の眼窩についても同様に実行されるため、 図 6 ( B ) に示すよ うに、 両眼窩に対して眼窩基準球 B O L， B O Rがそれぞれ定義される。
次に、 コンピュータ装置 1 0は、 図 2のステップ S 1 0 6にて、 第 1の 3次元 画像データによって表された頭蓋骨の 3次元画像の左右の両外耳道の開口部の表 面形状にそれぞれ合った外耳道基準球 BP L， B PRを定義する。 これらの外耳 道の開口部に定義される両外耳道基準球 BP L， BPRは、 頭蓋骨上の解剖学的 な特徴点である左右の外耳道の最上点 （ポリオン） P oを特定するために用いら れる。 具体的には、 図 7に示す外耳道基準球定義サブプログラムをステップ S 3 00にて開始する。 なお、 この外耳道基準球 BPL， BPRの定義は、 左右の両 外耳道について行われるが、 両外耳道基準球 BP L， BPRとも同様にして定義 されるため、 これらのうち、 左耳 （図示右側の耳） の外耳道基準球 B P Lの場合 についてのみ説明する。
コンピュータ装置 10は、 ステップ S 302にて、 表示装置 12に左耳の外耳 道の画像を表示させるように作業者に促す。 作業者は、 図 8 (A) に示すように、 入力装置 11を操作して表示装置 12に頭蓋骨を略左側面視させた画像を表示さ せる。 次に、 コンピュータ装置 10は、 ステップ S 304にて、 左耳の外耳道が 外側に開口する開口部付近を定義する点群データを抽出する。 この外耳道の開口 部付近の点群データの抽出は、 次のサブステップ 1〜4の処理からなる。 なお、 この外耳道の開口部の最上点が、 前記ポリオン P oである。
サブステップ 1 ： コンピュータ装置 10は、 左耳の外耳道の最上点 P o、 すな わちポリオン P oの指定を作業者に促す。 これに応じて作業者は、 入力装置 11 を操作して表示装置 12に表示された頭蓋骨の略左側面視させた 3次元画像上の ポリオン P oを指定する。 この場合、 厳密にポリオン Poを特定して指定するこ とができないため、 実際は、 ポリオン P oと考えられる領域の一点を指定するこ とになる。 これにより、 コンピュータ装置 10は、 指定された一点の点群データ を取得する。
サブステップ 2 ： コンピュータ装置 10は、 円形状の平面 P 2を定義する。 具 体的には、 コンピュータ装置 10は、 円形状の平面 P 2の直径の指定を作業者に 促す。 この平面 P 2は、 図 8 (B) に示すように、 指定されたポリオン P oと考 えられる領域の一点の点群データから下方に向けて指定された直径を有し、 X軸 (人体の左右方向） に直交する平面である。 この平面 P 2の直径は、 外耳道の開 口部を含む同開口部周辺を覆うことができる大きさの直径である。 本実施形態に おいて作業者は、 例えば 16mmを指定する。 これは、 一般的な成人した日本人 の外耳道の同開口部の直径が約 8 mmであること力 ら、 この開口部を含む開口部 周辺を覆うために充分な値としている。 したがって、 成人した日本人以外の外耳 道に対して平面 P 2を定義する場合には、 適宜、 所定の長さが指定される。 これ により、 前記指定されたポリオン P oと考えられる領域の一点を含み、 指定され た直径を有する円形状の平面 P 2が定義される。 なお、 前記作業者による直径の 指定に代え、 同直径が自動的に指定されるようにしてもよい。
サブステップ 3 ： コンピュータ装置 1 0は、 図 9 (A) に示すように、 前記円 形状の平面 P 2を外耳道の軸方向の内側 （図示左側） に所定長さ （例えば、 2 0 mm) 、 外側 （図示右側） に前記内側より短い所定長さ （例えば、 5 mm) ずつ それぞれ平行移動させた場合に形成される円柱 V 2内に存在する第 1の 3次元画 像データの各点群データを抽出する。 そして、 同抽出された第 1の 3次元画像デ 一タの各点群データを、 図 8 ( B ) に示すように、 表示装置 1 2に表示されてい る頭蓋骨の 3次元画像に重ねて表示させる。 これにより、 外耳道の内部および開 口部を含む、 同開口部周辺を定義する点群データが抽出される。
サブステップ 4 ： コンピュータ装置 1 0は、 外耳道の開口部の指定を作業者に 促す。 これに応じて作業者は、 入力装置 1 1を操作して、 略左側面視させた頭蓋 骨の 3次元画像上に表された外耳道の開口部を指定する。 この場合、 外耳道の開 口部のみを指定することができないため、 図 8 ( C ) に示すように、 外耳道の開 口部を含む領域 T 2を指定する。 これにより、 コンピュータ装置 1 0は、 円柱 V 2内に存在する点群データのうち、 指定された領域 T 2内に存在する点群データ を抽出して、 外耳道の開口部付近の点群データとして記憶する。
次に、 コンピュータ装置 1 0は、 ステップ S 3 0 6にて、 左耳の外耳道の開口 部の表面形状に合った外耳道基準球 B P Lを定義する。 具体的には、 前記ステツ プ S 3 0 4にて抽出した外耳道の開口部付近の各点群データを、 球体を表す上記 式 1の左辺の X， Υ , Zにそれぞれ代入し、 最小 2乗法を用いて未知数 a， b， cを計算する。 この場合、 dは球体の半径を表し、 本実施形態においては 4 mm に予め設定されている。 これは、 外耳道の内径が外側に向かって広がる略円錐形 状をしているため、 球体の半径 dを特定しなければ同外耳道の開口部の形状に合 つた球体を特定できないからである。 また、 予め設定される 4 mmは、 前記した ように一般的な成人した日本人の外耳道の開口部の半径である。 したがって、 成 人した日本人以外の外耳道に球体を定義する場合には、 適宜、 半径 dが設定され る。 このステップ S 306の処理により、 図 9 (B) に示すように、 外耳道の開 口部の表面形状に合った直径 4 mmの外耳道基準球 BP Lが定義される。 この場 合、 '外耳道基準球 B PLの上端面付近には、 開口部の最上点、 すなわちポリオン P oまたはポリオン P oの極近傍を定義する点群データが含まれる。
次に、 コンピュータ装置 10は、 ステップ S 308にて、 外耳道基準球 BP L の中心座標 Cおよび半径 rを記憶する。 そして、 コンピュータ装置 10は、 ステ ップ S 3 10にて、 図 8 (D) に示すように、 表示装置 1 2に表示されている頭 蓋骨の 3次元画像に重ねて外耳道基準球 BP Lを表示させた後、 ステップ S 31 2にて、 外耳道基準球定義サブプログラムの実行を終了して、 再び 3次元画像デ ータ生成プログラムに戻る。 なお、 前記したように、 この外耳道基準球定義サブ プログラムの実行は、 右耳の外耳道についても同様に卖行されるため、 両耳の外 耳道に対して外耳道基準球 BP L， BPR (外耳道 BP Rは図示せず） がそれぞ れ定義される。
次に、 コンピュータ装置 10は、 図 2のステップ S 108にて、 第 1の 3次元 画像データによって表された頭蓋骨の 3次元画像の大後頭孔の穴中心 CDを計算 する。 この大後頭孔の穴中心 CDは、 実際の頭蓋骨上には存在せず、 大後頭孔の 形状に基づいて概念的に存在する中心点を特徴点とするものである。 具体的には、 図 10に示す大後頭孔穴中心計算サブプログラムをステップ S 400にて開始す る。
コンピュータ装置 10は、 ステップ S 402にて、 表示装置 1 2に大後頭孔を 頭蓋腔側から見た画像、 すなわち頭蓋骨の内頭蓋底の画像を表示させるように作 業者に促す。 作業者は、 図 1 1 (A) に示すように、 入力装置 1 1を操作して表 示装置 1 2に大後頭孔の内頭蓋底の 3次元画像を表示させる。 なお、 図 1 1 (A) 〜 （D) に示される内頭蓋底は、 下方が顔面側、 上方が後頭部側である。 次に、 コンピュータ装置 10は、 ステップ S 404にて、 大後頭孔の開口部を定 義する点群データを抽出する。 ここで大後頭孔の開口部とは、 大後頭孔が内頭蓋 底に開口する環状の周縁部分である。 この大後頭孔の開口部の点群データの抽出 は、 次のサブステップ 1〜 3の処理からなる。
サブステップ 1 ： コンピュータ装置 10は、 大後頭孔の開口部の指定を作業者 に促す。 これに応じて作業者は、 入力装置 1 1を操作して、 内頭蓋底の 3次元画 像上に表された大後頭孔の開口部を指定する。 この場合、 大後頭孔の開口部のみ を指定することができないため、 大後頭孔の開口部を含む大後頭孔の穴周辺の領 域 T 3を指定する。 これにより、 コンピュータ装置 1 0は、 指定された領域 T 3 内に存在する第 1の 3次元画像データの各点群データを抽出する。
サブステップ 2 ： コンピュータ装置 1 0は、 内頭蓋底の 3次元画像上に穴基準 軸を定義する。 具体的には、 作業者は、 入力装置 1 1を操作して、 内頭蓋底の 3 次元画像上にあらわされた大後頭孔の穴中心付近の一点を指定する。 これにより、 表示装置 1 2の表示画面 （図 1 1 ) に垂直な軸線である穴基準軸が定義される。 この穴基準軸は、 図 1 2 (A) に示すように、 大後頭孔の軸線方向に略平行な軸 線である。
サブステップ 3 ： コンピュータ装置 1 0は、 前記抽出した領域 T 3内の点群デ ータの中から大後頭孔の開口部を定義する点群データを抽出する。 具体的には、 コンピュータ装置 1 0は、 前記抽出した各点群データが表す三角平面の法線べク トルと、 前記定義された穴基準軸との角度 α 1〜ひ nをそれぞれ計算する。 そし て、 コンピュータ装置 1 0は、 同計算された各角度 a 1〜α ηが所定の範囲内に ある点群データのみを抽出して記憶する。 また、 コンピュータ装置 1 0は、 図 1 1 ( Β ) に示すように、 同各点群データを、 表示装置 1 2に表示されている内頭 蓋底画像に重ねて表示させる。
この場合、 抽出される角度 α 1〜α ηの所定の範囲は、 次のように設定される。 大後頭孔を定義する点群データのうち、 大後頭孔の開口部を定義する点群データ が表す三角平面は前記穴基準軸に対して平行または略平行である。 このため、 大 後頭孔の開口部を定義する点群データが表す三角平面の法線べクトルは、 前記穴 基準軸に対して略 9 0 ° の角度で交わることになる。 したがって、 同角度が略 9 0 ° である三角平面の点群データを抽出すれば大後頭孔の開口部を定義する点群 データを抽出することができる。 本実施形態においては、 前記所定の範囲を 8 5 ° 〜9 0 ° の範囲 （または 9 0 ° 〜9 5 ° の範囲） としている。 これにより、 同範囲内に存在する点群データが、 大後頭孔の開口部を定義する点群データとし て大後頭孔の開口部に沿つて帯状に抽出される。
なお、 内頭蓋底における大後頭孔周辺の形状は、 大後頭孔の開口部から上方に 向かって少しずつ拡がった傾斜部となっている。 この傾斜部は、 前側 （顔面側） の斜面の長さが後側 （後頭部側） の斜面の長さに比べて長い形状となっており、 これらの斜面が大後頭孔の開口部に沿って連続的に繋がった形状となっている。 このため、 図 1 1 (B) に示すように、 サブステップ 3によって抽出される点群 データは、 開口部を定義する点群データのほかに、 同傾斜部を定義する点群デー タも含まれる。 この場合、 傾斜部を定義する各点群データは、 傾斜部の前側 （顔 面側） を定義する点群データが、 傾斜部の後側 （後頭部側） を定義する点群デー タよりも多く抽出される。
次に、 コンピュータ装置 10は、 ステップ S 406にて、 大後頭孔に仮基準球 B Oを定義する。 具体的には、 前記ステップ S 404にて抽出された大後頭孔の 開口部おょぴ傾斜部を定義する各点群データを、 球体を表す上記式 1の左辺の X, Υ, Zにそれぞれ代入し、 最小 2乗法を用いて未知数 a， b， c, dを計算する。 これにより、 図 12 (B) に示すように、 大後頭孔の開口部おょぴ Zまたは傾斜 部の表面形状に合つた、 すなわち大後頭孔の開口部およぴ または傾斜部をそれ ぞれ定義する点群データを含む仮基準球 B 0が定義される。 そして、 コンビユー タ装置 10は、 ステップ S 408にて、 定義された仮基準球 B 0の中心座標 C 0 および半径 r 0をそれぞれ記憶する。
次に、 コンピュータ装置 1 0は、 大後頭孔の上方 （内頭蓋底側） に大後頭孔基 準球 BDを定義する。 具体的には、 大後頭孔の開口部周辺に形成された前記傾斜 部の表面形状に合った球体を定義する。 この大後頭孔基準球 BDの計算は、 前記 眼窩基準球定義サブプログラムにおけるステップ S 210ないしステップ S 21 4の各処理と同様な、 ステップ S 410ないしステップ S 414の各処理を繰り 返し実行することによって行われる。
まず、 コンピュータ装置 10は、 ステップ S 410にて、 図 1 2 (B) に示す ように、 前記仮基準球 B 0の中心座標 COを中心として、 前記仮基準球 B 0の半 径 r 0を所定の割合だけ大きくした半径 r 1の球体 B 1を定義する。 そして、 同 球体 B 1内に含まれる第 1の 3次元画像データの各点群データを、 球体を表す上 記式 1に代入し、 最小 ·2乗法を用いて未知数 a， b， c, dを計算する。 これに より、 図 1 2 (C) に示すように、 前記仮基準球 B 0を定義する大後頭孔の開口 部の点群データの外側の点群データ、 すなわち、 大後頭孔の外側の表面 （内頭蓋 底の反対側の表面） および前記傾斜部の一部を定義する点群データを用いて新た な球体 B 2が定義される。
この場合、 球体 B 1内に存在する点群データにおいては、 大後頭孔の外側の表 面 （内頭蓋底の反対側の表面） を定義する点群データより傾斜部を定義する点群 データの方が多いため、 新たに定義される球体 B 2の中心位置 C 2は、 仮基準球 B 0の中心位置 C 0より傾斜部側、 すなわち上方に移動する。 また、 傾斜部は上 方に向かって拡がった形状となっているため、 新たな球体 B 2の半径 r 2は、 仮 基準球 B Oの半径 r 0より大きくなる。 なお、 図 1 2 ( C ) に示す新たな球体 B 2は、 球体 B 0との相違を明確にするため誇張して示している。 また、 仮基準球 B Oの半径 r 0を大きくする所定の割合は、 前記仮基準球 B Oの半径 r 0に対し て 0 . 5〜 2割が適当であり、 本実施形態においては、 1割に設定されている。 次に、 コンピュータ装置 1 0は、 ステップ S 4 1 2にて、 前記定義された球体 B 2の位置が収束したかを判定する。 具体的には、 前記仮基準球 B 0の中心座標 C 0と前記ステップ S 4 1 0にて定義された新たな球体 B 2の中心座標 C 2との 距離を計算し、 同距離が所定値より小さい場合に、 球体 B 2の位置が収束したも のと判定する。 したがって、 この判定において、 同距離が所定値より大きい場合 には、 「N o」 と判定され続けて、 ステップ S 4 1 4を介してステップ S 4 1 0， S 4 1 2の処理が繰り返し実行される。 ステップ S 4 1 4では、 前記ステップ S 4 1 0にて定義された新たな球体 B 2の中心座標 C 2および半径 r 2を新たな仮 基準球 B 0の中心座標 C 0および半径 r 0として書き換えてそれぞれ記憶する。 すなわち、 ステップ S 4 1 0ないしステップ S 4 1 4の各処理の初期の実行時 においては、 主に大後頭孔の開口部を定義する点群データに基づいて球体 B 2が 計算される。 そして、 ステップ S 4 1 0ないしステップ S 4 1 4が繰り返し実行 されることによって、 徐々に大後頭孔の傾斜部を定義する点群データによって球 体 B 2が計算される。 この場合、 傾斜部の上方は、 略水平な内頭蓋底となってお り、 球体 B 1内に内頭蓋底を定義する点群データが含まれるようになると、 球体 B 2の計算に用いられる新たな点群データの数が急激に少なくなる。 このため、 球体 B 2は、 同傾斜部の表面形状に合った球体の状態で位置が変化しなくなり、 最終的に球体 B 2の中心座標 C 2は略一点に収束する。 すなわち、 最終的には、 同傾斜部の表面形状を定義する点群データを最も多く含む球体が定義される。 そして、 図 1 2 (D) に示すように、 ステップ S 4 1 0にて計算される球体 B 2の中心座標 C 2が略一点に収束した場合、 すなわち、 計算された球体 B 2の中 心座標 C 2と、 仮基準球 B 0の中心座標 C 0との距離が所定値より小さくなった 場合には、 傾斜部の表面形状に合った球体が定義されたとして、 ステップ S 41 2にて、 「Ye s」 と判定され、 ステップ S 416に進む。 次に、 コンピュータ 装置 10は、 ステップ S 416にて、 前記中心座標 C 2が略一点に収束した球体 B 2の中心座標 C 2および半径 r 2を、 大後頭孔基準球 B Dの中心座標 Cおよび 半径 rとして記憶した後、 ステップ S 41 8にて、 図 1 1 (C) に示すように、 表示装置 12に表示されている内頭蓋底の 3次元画像に重ねて大後頭孔基準球 B Dを表示させる。
次に、 コンピュータ装置 10は、 ステップ S 420にて、 図 1 3 (A) に示す ように、 大後頭孔の傾斜部を定義する各点群データのう'ち、 前記大後頭孔基準球 BDに含まれる点群データの重心点 C jを計算する。 具体的には、 大後頭孔の傾 斜部を定義する各点群データのうち、 前記大後頭孔基準球 BDに含まれる点群デ ータの座標値を各座標軸 （X， Y, Z) ごとに加算してそれぞれの合計値を計算 し、 これらの合計値をそれぞれ加算した点群データの数で除して計算する。 この 場合、 大後頭孔の傾斜部を定義する各点群データのうち、 大後頭孔基準球 BDに 含まれる点群データは、 大後頭孔基準球 BDの下側の半球に傾斜部の形状に沿つ て略均等に存在するため、 計算される重心点 C jは、 大後頭孔基準球 BDの中心 座標 Cの 真下方向の位置に設定される。
そして、 コンピュータ装置 1 0は、 ステップ S 422にて、 大後頭孔基準球 B Dに球基準軸を定義する。 具体的には、 大後頭孔基準球 BDの中心座標 Cと前記 重心点 C j とを通る直線を球基準軸とする。 この場合、 大後頭孔基準球 BDの中 心座標 Cおよび前記重心点 C jは、 傾斜部を定義する点群データに基づいて計算 されていることから、 球基準軸は、 同傾斜部の中心軸と考えることができる。 ま た、 傾斜部の中心軸と大後頭孔の中心軸は、 略等しいと考えられることから、 同 球基準軸は、 大後頭孔の中心軸と考えることができる。
次に、 コンピュータ装置 10は、 ステップ S 424にて、 大後頭孔の開口部付 近に前記球基準軸に直交する平面 P 3を定義する。 この平面 P 3の定義は、 次の サブステップ 1〜 3の処理からなる。
サブステップ 1 ： コンピュータ装置 10は、 大後頭孔基準球 BDに含まれる大 後頭孔の傾斜部を定義する各点群データのうちで、 最も大後頭孔に近い位置の点 群データを特定する。 具体的には、 コンピュータ装置 1 0は、 図 1 3 (B ) に示 すように、 大後頭孔の傾斜部を定義する各点群データのうち、 大後頭孔基準球 B Dに含まれる各点群データがそれぞれ表す三角平面と、 前記球基準軸とによって 形成される角度 1〜 nをそれぞれ計算する。 そして、 同計算した角度 ]3 1〜 /3 nのうちで最小の角度 （図において角度 ]3 1 ) を最小角 j3 m i nとして記憶す る。 この場合、 大後頭孔に近い点群データ （実際には傾斜部を定義する点群デー タ） ほど、 同点群データが表す三角平面は前記球基準軸に対して平行に近い。 こ のため、 球基準軸に対する同三角平面の角度が最も小さい点群データは、 大後頭 孔基準球 B Dに含まれる大後頭孔の傾斜部を定義する各点群データのうちで、 最 も大後頭孔に近い位置の点群データである。
サブステップ 2 ： コンピュータ装置は、 平面 P 3を計算するための点群データ を抽出する。 具体的には、 前記角度 ]3 m i nに所定の角度 δを加算した角度 ]3 m i η + δを計算して、 球基準軸に対して角度) 3 m i nないし角度 πι i η + δの 範囲の角度に含まれる大後頭孔基準球 B Dに含まれる大後頭孔の傾斜部を定義す る各点群データを抽出する。 ここで、 所定の角度 δは、 平面 Ρ 3を計算するため の点群データを複数得るために設定される値である。 これにより、 大後頭孔基準 球 B Dに含まれる大後頭孔の傾斜部を定義する点群データのうちで、 大後頭孔の 開口部近傍に位置する点群データが傾斜部に沿って帯状に抽出される。 なお、 所 定の角度 δは、 1 ° 〜5 ° の範囲が適当であり、 本実施形態においては、 3 ° に 設定されている。 .
サブステップ 3 ： コンピュータ装置 1 0は、 平面 Ρ 3を計算する。 具体的には、 前記抽出した大後頭孔の開口部近傍の複数の点群データを、 平面を表す下記式 2 に代入し、 最小 2乗法を用いて未知数 a , b , c , dを計算する。 これにより、 大後頭孔の開口部の上方近傍に、 大後頭孔の開口面に略平行な平面 P 3が定義さ れる。
a X + b Y + c Z = d …式 2
次に、 コンピュータ装置 1 0は、 ステップ S 4 2 6にて、 大後頭孔の穴中心 C Dの座標値を計算する。 具体的には、 前記球基準軸と前記平面 P 3との交点を計 算して、 同交点の座標値を大後頭孔の穴中心 C Dとする。 この場合、 前記球基準 軸は、 大後頭孔の中心軸に略等しく、 平面 P 3は大後頭孔の開口部の近傍であつ て開口面に略平行であるため、 前記交点を大後頭孔の穴中心と考えることができ る。 そして、 コンピュータ装置 10は、 ステップ S 428にて、 前記計算された 大後頭孔の穴中心 CDの座標値を記憶した後、 ステップ S 430にて、 図 1 1 (D) に示すように、 表示装置 12に表示されている内頭蓋底の 3次元画像に重 ねて同穴中心 CDを表示させる。 そして、 コンピュータ装置 10は、 ステップ S 432にて、 大後頭孔穴中心計算サブプログラムの実行を終了して、 再び 3次元 画像データ生成プログラムに戻る。
次に、 コンピュータ装置 10は、 ステップ S 110にて、 基準座標系を定義す る。 基準座標系は、 基準平面上に設定される原点および同原点を通る 3つの基準 軸 （X軸， Y軸， Z軸） 力 ^構成される。 具体的には、'図 14に示す基準座標系 定義サブプログラムをステップ S 500にて開始する。 コンピュータ装置 10は、 ステップ S 502にて、 基準平面 P f を定義する。 本実施形態においては、 前記 したように基準平面 P f として、 頭蓋骨のセファロ分析において多用されている フランクフルト平面を定義する。 この基準平面 P f の定義は、 次のサブステップ 1〜4の処理からなる。
サブステップ 1 ： コンピュータ装置 10は、 図 15 (A) に示すように、 前記 眼窩基準球 BOL， BOR (右側の眼窩基準球 BO Rは図示せず） および前記外 耳道基準球 BP L， BPR (右側の外耳道基準球 BP Rは図示せず） を用いて基 礎平面 P4を定義する。 ここで基礎平面 P4は、 左右 2つの眼窩基準球 BOL, BORの各中心座標 Cと、 左右 2つの外耳道基準球 B P L, B PRの各中心座標 Cとを含む平面である。 具体的には、 2つの眼窩基準球 BOL, B ORの各中心 座標値 Cと、 2つの外耳道基準球 BP L， B PRの各中心座標値 Cとを、 平面を 表す上記式 2に代入し、 最小 2乗法を用いて未知数 a， b, c, dを計算する。 これにより、 左右 2つの眼窩基準球 BOL, B ORの各中心座標 Cと、 左右 2つ の外耳道基準球 BPL， BPRの各中心座標 Cとを含む基準平面 P 4が定義され る。
サブステップ 2 ： コンピュータ装置 10は、 基準平面 P f (フランクフルト平 面） の計算に用いる 4つの定点、 すなわち、 左右の眼窩のオルビターレ O rおよ ぴ左右の外耳道のポリオン P oに対応する定点を計算する。 具体的には、 図 16 に示すように、 基礎平面 P 4と平行な平面 P 4， を想定し、 同平面が 2つの眼窩 基準球 BOL， B ORのそれぞれ下表面に接する接点をそれぞれ計算し、 同接点 の座標値を定点 P s 1， P s rとしてそれぞれ記憶する。 この計算された 2つの 定点 P s i , P s rは、 それぞれ左右の眼窩のオルビターレ O rに対応する。 こ の場合、 各眼窩基準球 BOL， B ORの各中心座標 Cを通り、 前記基礎平面 P 4 に垂直な軸線 L oをそれぞれ想定し、 同軸線 L oと同眼窩基準球 BOL, BOR との下表面の交点を計算して、 同交点の座標値を定点 P s i , P s rとしても同 様である。 なお、 この場合、 定点 P s 1 , P s rをより高精度に計算するために、 各眼窩のオルビターレ O rの各眼窩基準球 BOL, BORの各中心座標 Cに対す る位置関係から軸線 L oの基礎平面 P 4に対する角度を予め設定しておいてもよ レ、。 この場合、 同角度は 80° 〜90° (または 90°'〜100° ) の範囲が適 当である。
また、 基礎平面 P 4と平行な平面 P 4' ' 力 2つの外耳道基準球 BP L， B PRのそれぞれ上表面に接する接点をそれぞれ計算し、 同接点の座標値を定点 P s i ' , P s r， としてそれぞれ記憶する。 この計算された 2つの定点 P s i ' , P s r， は、 それぞれ左右の外耳道のポリオン P oに対応する。 この場合、 各外 耳道基準球 BP L， B PRの各中心座標 Cを通り、 前記基礎平面 P 4に垂直な軸 線 Lpをそれぞれ想定し、 同軸線 Lpと同外耳道基準球 BP L， B PRとの上表 面の交点を計算して、 同交点の座標値を定点 P s i ' , P s r， としても同様で ある。 これにより、 基準平面 P f (フランクフルト平面） の計算に用いる左右の 眼窩のオルビターレ O rおよび左右の外耳道のポリオン P oに対応する 4つの定 点 P s 1， P s r , P s 1 ' , P s r， が計算される。 なお、 この場合、 定点 P s 1， ， P s r， をより高精度に計算するために、 各外耳孔のポリオン P oの各 外耳道基準球 BP L， B PRの各中心座標 Cに対する位置関係から軸線 L pの基 礎平面 P 4に対する角度を予め設定しておいてもよい。 この場合、 同角度は 8 0° 〜90° (または 90° 〜100° ) の範囲が適当である。
サブステップ 3 ： コンピュータ装置 10は、 前記計算された 4つの定点 P s 1， P s r， P s 1 ' , P s r ' を用いて基準平面 P f (フランクフルト平面） を定 義する。 具体的には、 前記 4つの定点 P s 1 , P s r， P s 1 ' , P s r ' を、 平面を表す上記式 2に代入し、 最小 2乗法を用いて未知数 a, b, c, dを計算 する。 これにより、 図 15 (B) に示すように、 前記 4つの定点 P s 1， P s r , P s l， ， P s r， を含む基準平面 P f (フランクフルト平面） が定義される。 この基準平面 P f は、 2つのオルビターレ O rおよび 2つのポリオン P oを含む フランクフルト平面に対応する。
次に、 コンピュータ装置 10は、 ステップ S 504にて、 前記基準平面 P f (フランクフルト平面） に原点 Oおよび 3つの基準軸 （X軸， Y軸， Z軸） を定 義する。 この原点 Oおよび 3つの基準軸の定義は、 次のサブステップ 1〜4の処 理からなる。
サブステップ 1 ： コンピュータ装置 10は、 基準平面 P f (フランクフルト平 面） に第 1基準軸 Zを定義する。 具体的には、 図 15 (C) に示すように、 前記 大後頭孔の穴中心 CDを通り、 基準平面 P f (フランクフルト平面） に直交する 直線を計算し、 同直線を第 1基準軸 Zとする。 この第 1基準軸 Zは、 前記 3つの 基準軸 （X軸， Y軸， Z軸） のうち、 Z軸に対応する。
サブステップ 2：コンピュータ装置 10は、 基準平面 P f (フランクフルト平 面） に原点 Oを定義する。 具体的には、 基準平面 P f (フランクフルト平面) と 前記第 1基準軸 Zとの交点を原点 Oとする。
サブステップ 3 ：コンピュータ装置 10は、 他の 2つの基準軸である第 2基準 軸 Xおよぴ第 3基準軸 Yを定義する。 具体的には、 前記 2つの定点 P s 1， ， P s r ' (ポリオン Orに対応） を通る直線に平行な直線であって、 前記原点 Oを 通る直線を第 2基準軸 Xとする。 この第 2基準軸 Xは、 前記 3つの基準軸 （X軸， Y軸， Z軸） のうち、 X軸に対応する。 また、 前記 2つの定点 P s 1 ' ， P s r ' (ポリオン Orに対応） を通る直線に直交する直線であって、 前記原点 Oを 通る直線を第 3基準軸 Yとする。 この第 3基準軸 Yは、 前記 3つの基準軸 （X軸， Y軸， Z軸） のうち、 Y軸に対応する。 なお、 この場合、 定点 P s 1， ， P s r ' に代えて、 外耳道基準球 BPL， BPRの各中心点 Cを用いても同様に第 2 基準軸 Xおよび第 3基準軸 Yを定義することができる。 また、 定点 P s 1， P s r (オルビターレ O rに対応） または眼窩基準球 BOL, BORの各中心点 Cを 用いても同様に第 2基準軸 Xおよび第 3基準軸 Yを定義することができる。
これらにより、 基準平面 P f (フランクフルト平面） に対して原点 Oおよび 3 つの基準軸 （X軸， Y軸， Z軸） が設定される。 そして、 コンピュータ装置 10 は、 ステップ S 5 0 6にて、 基準座標系定義サブプログラムの実行を終了して、 再ぴ 3次元画像データ生成プログラムに戻る。
次に、 コンピュータ装置 1 0は、 図 2のステップ S 1 1 2にて、 第 2の 3次元 画像データを生成する。 ここで、 第 2の 3次元画像データは、 前述したように、 前記定義した基準座標系に基づいて 3次元画像を表示させるための 3次元画像デ ータである。 具体的には、 コンピュータ装置 1 0は、 第 1の 3次元画像データを 第 2の 3次元画像データに変換する座標変換係数を計算する。 この座標変換係数 の計算は、 前記眼窩基準球 B O L， B O Rの各中心座標 Cおよび外耳道基準球 B P L , B P Rの各中心座標 Cの 4つの座標値を用いて変換行列を計算し、 同変換 行列を座標変換係数とする。 そして、 コンピュータ装置 1 0は、 この座標変換係 数を用いて第 1の 3次元画像データを第 2の 3次元画像データに座標変換する。 次に、 コンピュータ装置 1 0は、 ステップ S 1 1 4にて、 座標変換された第 2 の 3次元画像データをメモリ 1 0 aに記憶した後、 ステップ S 1 1 6にて、 同第 2の 3次元画像データが表す 3次元画像、 すなわち基準座標系に基づく頭蓋骨の 3次元画像を表示装置 1 2に表示させる。 そして、 コンピュータ装置 1 0は、 ス テツプ S 1 1 8にて、 3次元画像データ生成プログラムの実行を終了する。 これにより、 作業者は、 入力装置 1 1を操作することにより、 3次元画像の表 示方向を指示して、 表示装置 1 2に表示されている頭蓋骨の 3次元画像を任意の 方向から表示させることができる。 また、 基準座標系に基づいて、 第 2の 3次元 画像データによつて表される頭蓋骨の解剖学的な各種特徴点の位置、 特徴点間の 距離および角度などを測定することができる。 さらに、 同一部位に関する異なる 3次元画像をそれぞれ共通の特徴点に基づいて設定した基準座標系によって表示 させることができる。 これにより、 互いに異なる 3次元画像を 1つの基準座標系 上に並べてまたは合成して表示させることができる。 作業者は、 表示装置 1 2に 表示される基準座標系に基づく頭蓋骨の 3次元画像を見て、 同頭蓋骨の評価およ び Zまたは診断を行う。
上記作動説明からも理解できるように、 上記実施形態によれば、 3次元画像と して表された頭蓋骨の眼窩および外耳道に、 それぞれの表面形状に合った眼窩基 準球 B O L， B O Rおよび外耳道基準球 B P L , B P Rを一義的に定義し、 同一 義的に定義された眼窩基準球 B O L， B O Rおよび外耳道基準球 B P L， B P R を用いて、 眼窩および外耳道にそれぞれ設定される特徴点 （オルビターレ Orお ょぴポリオン P o) にそ.れぞれ対応する定点 P s 1， P s r , P s 1 ' , P s r， を計算して、 同定点 P s i , P s r , P s 1 ' , P s r ' を用いて基準平面 (フランクフルト平面） P f を定義している。 また、 大後頭孔の穴中心 CDを一 義的に定義し、 同穴中心 CDを用いて基準平面 （フランクフルト平面） P f に第 1基準軸 Zおよび原点 Oを定義するとともに、 前記定点 P s 1 , P s r , P s 1 ' , P s r ' を用いて第 2基準軸 Xおよび第 3基準軸 Yを定義して基準座標系 を定義している。
したがって、 上記実施形態によれば、 頭蓋骨の 3次元画像データから一義的に 抽出される定点 P s i, P s r, P s 1 ' ,. P s r， を用いて基準平面 （フラン クフルト平面） P f およ^基準座標系を一義的に定義することができる。 これに より、 基準平面 （フランクフルト平面） P f および基準座標系の再現·生が良好と なる。 この結果、 3次元画像上に表される同一部位に関する異なる 3次元画像間 で位置関係を統一することができ、'正確な診断を行うことができる。 また、 一義 的に抽出される定点 P s i , P s r, P s 1， ， Ρ s r， 〖ま、 骨の表面上に解剖 学的に設定された特徴点に対応している。 このため、 臨床において広く用いられ ている基準座標系、 すなわち骨の表面上に設定される特徴点に基づく基準座標系 を定義することができる。 この結果、 臨床において広く用いられている基準座標 系に基づいて頭蓋骨の 3次元画像を評価することができ、 正確な診断ができる。 さらに、 本発明の実施にあたっては、 上記実施形態に限定されるものではなく、 本発明の目的を逸脱しない限りにおいて種々の変更が可能である。
上記実施形態においては、 眼窩基準球 BOL， B ORの定義時における平面 P 1を設定する際、 左右の眼窩下孔をそれぞれ指定するようにしたが、 眼窩口周辺 を定義する点群データを抽出できれば、 これに限定されるものではない。 例えば、 左右の眼窩口の中間点である鼻骨上の一点を指定するようにしてもよい。 この場 合、 平面 P 1の大きさおよび向きは、 コンピュータ装置 10に予め設定しておき、 同指定された鼻骨上の 点を含む平面 P 1を定義するようにするとよい。
また、 上記実施形態においては、 眼窩基準球 BOL, BOR、 外耳道基準球 B PL, B PRおよぴ大後頭孔の穴中心 CDの各計算時において、 作業者が眼窩口、 外耳道の開口部および大後頭孔の開口部を指定するために眼窩口、 外耳道の開口 部およぴ大後頭孔の開口部周辺の領域 T 1， Τ 2 , Τ 3をそれぞれ指定するよう にしたが、 これに限定されるものではない。 例えば、 頭蓋骨の形状から眼窩口、 外耳道の開口部およぴ大後頭孔の開口部をそれぞれの形状に基づいて、 コンビュ ータ装置 1 0によって自動的に特定するようにしてもよい。 これによれば、 眼窩 基準球 B O L， B O R、 外耳道基準球 B P L , B P Rおよび大後頭孔の穴中心 C Dの各計算時において、 作業者の負担を軽減することができる。
また、 上記実施形態においては、 眼窩下点 (オルビターレ) O rおよび外耳孔 の最上点 （ポリオン） P oを定点としたが、 定義される基準球に基づいて特定で きる特徴点であれば、 これに限定されるものではない。 また、 骨の表面上に設定 される特徴点のほかに、 骨の形状によって概念上特定できる点、 例えば眼窩など の穴部の中心を定点とすることもできる。 また、 骨上め特徴点のほかに、 皮膚上 の特徴点、 例えば耳穴や鼻孔などを定点とすることができる。 これらによっても、 基準座標系を一義的に定義することができる。
また、 上記実施形態においては、 頭蓋骨の眼窩、 外耳道および大後頭孔にそれ ぞれ基準球を定義したが、 穴部に基準球を定義するものであれば、 これに限定さ れるものではない。 例えば、 頭蓋骨上であれば、 眼窩上孔、 眼窩下孔、 オトガイ 孔、 鼻孔などに基準球を定義してもよいし、 他の部位の骨の穴部であってもよい。 また、 上記実施形態においては、 基準平面 P f としてフランクフルト平面を用 い が、 抽出した定点から計算される平面であれば、 これに限定されるものでは ない。 例えば、 OMライン （OM平面） 、 眼窩耳孔線などを基準平面としてもよ い。 この場合、 左右の眼窩基準球 B O L， B O Rの各中心座標 Cおよび、 左右の 外耳道のポリオン P oにそれぞれ対応する定点 P s i ' , P s r ' または外耳孔 基準球 B P L , B P Rの各中心座標 Cを基準平面の計算に用いる 4つの定点とす ればよい。
また、 上記実施形態においては、 4つの定点 P s i , P s r， P s 1 ' , P s r ' を用いて基準平面 P f を計算したが、 少なくとも 3つ以上の定点を用いれば、 これに限定されるものではない。 例えば、 上記 4つの定点 P s 1， P s r , P s 1 ' , P s r ' のうち、 いずれか 3つの定点を用いて基準平面 P f を計算するこ とができる。 また、 2つの定点 P s l， P s rを結んだ直線の中点と、 2つの定 点 P s 1 ' ， P s r ' を用いて基準平面 P f を計算してもよい。 また、 上記実施形態においては、 基準座標系の原点を大後頭孔の穴中心 C Dに 基づいて設定したが、 これに限定されるものではなく、 例えば、 臨床において広 く用いられているセラ、 パジオン、 オピスチオンなどに基づいて設定してもよい, また、 上記実施形態においては、 大後頭孔の穴中心 C Dを基準座標系の設定に 用いたが、 これに限定されるものではない。 例えば、 他の特徴点に対応する定点 を特定するために用いることもできる。 また、 大後頭孔の穴中心 C Dを新たな解 剖学的な特徴点として用いることもできる。
また、 上記実施形態においては、 ヒトの頭蓋骨の 3次元画像データに関して本 発明を適用したが、 これに限定されるものではない。 本発明は、 例えば、 ヒ トの 他の部位に関する 3次元画像データまたはヒト以外、 例えば、 動植物または構造 体の 3次元画像データにも広く適用できるものである。 '

Claims

1 . ヒトまたは動物の骨の表面形状に関する 3次元画像データを用いて前記骨の 3次元形状を表示させるための 3次元画像処理装置におい！:、
前記骨の表面に存在する少なくとも 3つの穴部の表面形状に合った基準球をそ れぞれ定義する基準球定義手段と、
前記基準球定義手段によって定義された少なくとも 3つの基準球に基づいて、 基準平面を定義する基準平面定請義手段とを備えたことを特徴とする 3次元画像処 理装置。
の
2 . 前記請求項 1に記載の 3次元画像処理装置において、
前記基準平面定義手段を、 囲
前記基準球定義手段によって定義される少なくとも 3つの基準球に基づいて、 前記骨の表面上に設定される解剖学的な特徴点のうち、 前記少なくとも 3つの基 準球に対応した少なくとも 3つの特徴点を定点としてそれぞれ計算する定点計算 手段と、
前記定点計算手段によって計算された少なくとも 3つの定点を含む平面を前記 基準平面として計算する基準平面計算手段とで構成した 3次元画像処理装置。
3 . 前記請求項 2に記載の 3次元画像処理装置において、
前記定点計算手段は、 前記少なくとも 3つの基準球の各中心点を含む基礎平面 を定義し、 同基礎平面に平行な平面が前記少なくとも 3つの基準球にそれぞれ接 する接点を定点として計算する 3次元画像処理装置。
4 . 前記請求項 1ないし請求項 3のうちのいずれか 1つに記載の 3次元画像処理 装置において、
前記少なくとも 3つの穴部は、 それぞれ顔面骨 ·頭蓋骨における眼窩および外 耳道のいずれかである 3次元画像処理装置。
5 . 前記請求項 1ないし請求項 4のうちのいずれか 1つに記載の 3次元画像処理 装置において、
前記基準平面は、 顔面骨 ·頭蓋骨上に設定されるフランクフルト平面である 3 次元画像処理装置。
6 . 前記請求項 1ないし請求項 5のうちのいずれか 1つに記載の 3次元画像処理 装置において、
前記少なくとも 3つの穴部の 1つは眼窩であり、 前記眼窩の表面形状に合った 基準球を定義するために、 前記基準球定義手段を、
前記眼窩の開口部に、 同開口部の表面形状に合った仮基準球を定義する仮基準 球定義手段と、
前記仮基準球の半径を所定量だけ大きくした球体内に含まれる 3次元画像デー タを用いて新たな球体を定義し、 同新たな球体の中心位置と前記仮基準球の中心 位置との距離が所定値未満になるまで前記新たな球体を新たな仮基準球として再 定義し続けて、 新たな球体の中心位置と前記仮基準球の中心位置との距離が所定 値未満になったとき、 同新たな球体を基準球として決定する眼窩基準球決定手段 とで構成した 3次元画像処理装置。
7 . 前記請求項 1ないし請求項 6のうちのいずれか 1つに記載の 3次元画像処理 装置において、
前記少なくとも 3つの穴部の 1つは外耳道であり、 前記外耳道の表面形状に合 つた基準球を定義するために、 前記基準球定義手段を、
前記外耳道を含む所定の大きさの領域を定義する領域定義手段と、
前記定義された領域に含まれる 3次元画像データを用いて、 所定の半径を有し、 かつ前記外耳道に接する球体を基準球として決定する外耳道基準球決定手段とで 構成した 3次元画像処理装置。
8 . 前記請求項 1ないし請求項 7のうちのいずれか 1つに記載の 3次元画像処理 装置において、 さらに、
前記少なくとも 3つの穴部とは異なる穴部の穴中心を計算する穴中心計算手段 と、 前記穴中心計算手段により計算された前記穴中心を通り前記基準平面に直交す る直線を第 1基準軸として計算する第 1の基準軸計算手段とを備え、
前記第 1基準軸と前記基準平面とからなる基準座標系を定義した 3次元画像処 理装置。
9 . 前記請求項 8に記載の 3次元画像処理装置において、 さらに、
前記第 1基準軸と前記基準平面との交点を原点とし、 前記少なくとも 3つの基 準球のうちの 2つの基準球を用いて前記基準平面内にて直交する第 2基準軸およ ぴ第 3基準軸を計算する第 2の基準軸計算手段を備えた 3次元画像処理装置。
1 0 .前記請求項 8または請求項 9に記載の 3次元画像処理装置において、 前記穴中心計算手段を、
前記少なくとも 3つの穴部とは異なる穴部の開口部に、 同開口部の表面形状に 合った仮基準球を定義する仮基準球定義手段と、
前記仮基準球の半径を所定量だけ大きくした球体内に含まれる 3次元画像デー タを用いて新たな球体を定義し、 同新たな球体の中心位置と前記仮基準球の中心 位置との距離が所定値未満になるまで前記新たな球体を新たな仮基準球として再 定義し続けて、 新たな球体の中心位置と前記仮基準球の中心位置との距離が所定 値未満になったとき、 同新たな球体を基準球として決定する基準球決定手段と、 前記基準球決定手段によつて決定された基準球に含まれる 3次元画像データの うちで、 前記穴部の開口部の近傍に位置する 3次元画像データを用いて前記開口 部の平面を定義する穴平面定義手段と、
前記基準球決定手段によつて決定された基準球の中心を通り前記穴平面定義手 段によって定義された平面に直交する直線と同平面との交点を前記穴部の穴中心 とする穴中心決定手段とで構成した 3次元画像処理装置。
1 1 . 前記請求項 8ないし請求項 1 0のうちのいずれか 1つに記載の 3次元画像 処理装置において、
前記少なくとも 3つの穴部とは異なる穴部は、 顔面骨 ·頭蓋骨の大後頭孔であ る 3次元画像処理装置。
1 2 . ヒトまたは動物の骨の表面形状に関する 3次元画像データを用いて前記骨 の 3次元形状を表示させるための 3次元画像処理装置において、
前記骨の表面に設けられた穴部の表面形状に合った基準球を定義するために、 前記穴部の開口部に、 同開口部の表面形状に合った仮基準球を定義する仮基準 球定義手段と、
前記仮基準球の半径を所定量だけ大きくした球体内に含まれる 3次元画像デー タを用いて新たな球体を定義し、 同新たな球体の中心位置と前記仮基準球の中心 位置との距離が所定値未満になるまで前記新たな球体を新たな仮基準球として再 定義し続けて、 新たな球体の中心位置と前記仮基準球の中心位置との距離が所定 値未満になったとき、 同新たな球体を基準球として決定する基準球決定手段とで 構成したことを特徴とする 3次元画像処理装置。
1 3 . ヒトまたは動物の骨の表面形状に関する 3次元画像データを用いて前記骨 の 3次元形状を表示させるための 3次元画像処理装置において、
前記骨の表面に設けられた穴部の表面形状に合った基準球を定義するために、 前記穴部を含む所定の大きさの領域を定義する領域定義手段と、
前記定義された領域に含まれる 3次元画像データを用いて所定の半径を有し、 かつ前記穴部に接する球体を基準球として決定する基準球決定手段とで構成した ことを特徴とする 3次元画像処理装置。
1 4 . ヒトまたは動物の骨の表面形状に関する 3次元画像データを用いて前記骨 の 3次元形状を表示させるためのコンピュータ読み取り可能なプログラムにおい て、
前記骨の表面に存在する少なくとも 3つの穴部の表面形状に合った基準球をそ れぞれ定義する基準球定義ステツプと、
前記基準球定義手段によって定義された少なくとも 3つの基準球に基づいて、 基準平面を定義する基準平面定義ステップとを含むことを特徴とするコンビユー タ読み取り可能なプログラム。
1 5 . ヒトまたは動物の骨の表面形状に関する 3次元画像データを用いて前記骨 の 3次元形状を表示させるためのコンピュータ読み取り可能なプログラムにおい て、
前記骨の表面に設けられた穴部の表面形状に合った基準球を定義するために、 前記穴部の開口部に、 同開口部の表面形状に合った仮基準球を定義する仮基準 球定義ステップと、
前記仮基準球の半径を所定量だけ大きくした球体内に含まれる 3次元画像デー タを用いて新たな球体を定義し、 同新たな球体の中心位置と前記仮基準球の中心 位置との距離が所定未満になるまで前記新たな球体を新たな仮基準球として再定 義し続けて、 新たな球体の中心位置と前記仮基準球の中心位置との距離が所定値 未満になったとき、 同新たな球体を基準球として決定ずる基準球決定ステップと を含むことを特徴とするコンピュータ読み取り可能なプログラム。
1 6 . ヒトまたは動物の骨の表面形状に関する 3次元画像データを用いて前記骨 の 3次元形状を表示させるためのコンピュータ読み取り可能なプログラムにおい て、
前記骨の表面に設けられた穴部の表面形状に合った基準球を定義するために、 前記穴部を含む所定の大きさの領域を定義する領域定義ステツプと、 前記定義された領域に含まれる 3次元画像データを用いて所定の半径を有し、 かつ前記穴部に接する球体を基準球として決定する基準球決定ステツプとを含む ことを特徴とするコンピュータ読み取り可能なプログラム。
1 7 . ヒトまたは動物の骨の表面形状に関する 3次元画像データを用いて前記骨 の 3次元形状を表示させるための 3次元画像処理方法において、
前記骨の表面に存在する少なくとも 3つの穴部の表面形状に合った基準球をそ れぞれ定義する基準球定義工程と、
前記基準球定義工程によつて定義された少なくとも 3つの基準球に基づいて、 基準平面を定義する基準平面定義工程とからなることを特徴とする 3次元画像処 理方法。
1 8 . ヒトまたは動物の骨の表面形状に関する 3次元画像データを用いて前記骨 の 3次元形状を表示させるための 3次元画像処理方法 おいて、
前記骨の表面に設けられた穴部の表面形状に合った基準球を定義するために、 前記穴部の開口部に、 同開口部の表面形状に合った仮基準球を定義する仮基準 球定義工程と、
前記仮基準球の半径を所定量だけ大きくした球体内に含まれる 3次元画像デー タを用いて新たな球体を定義し、 同新たな球体の中心位置と前記仮基準球の中心 位置との距離が所定未満になるまで前記新たな球体を新たな仮基準球として再定 義し続けて、 新たな球体の中心位置と前記仮基準球の中心位置との距離が所定値 未満になったとき、 同新たな球体を基準球として決定する基準球決定工程とから なることを特徴とする 3次元画像処理方法。
1 9 . ヒトまたは動物の骨の表面形状に関する 3次元画像データを用いて前記骨 の 3次元形状を表示させるための 3次元画像処理方法において、
前記骨の表面に設けられた穴部の表面形状に合った基準球を定義するために、 前記穴部を含む所定の大きさの領域を定義する領域定義工程と、
前記定義された領域に含まれる 3次元画像データを用いて所定の半径を有し、 かつ前記穴部に接する球体を基準球として決定する基準球決定工程とからなるこ とを特徴とする 3次元画像処理方法。
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