(57)【要約】      （修正有）【課題】単一平面血管造影画像における平面外較正誤差及びフォアショートニングに対処する方法を提供する。【解決手段】人の動脈などの身体構造の空間パラメータ（例：直径、断面積、セグメント長さ）を正確に求めるための方法であって、任意の方向であるが対象の構造に対して異なる向きで得られる2枚の単一平面X線血管造影画像から、これらの構造の三次元位置を求める。次いで、このようにして得られる三次元情報を使用して、上述されているパラメータの測定値を、一般に生じる誤差源について訂正する。【選択図】図２
2004243117.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
身体構造と基準物体の少なくとも2枚のデジタル画像IIにアクセスするステップであって、
前記デジタル画像のそれぞれが、前記身体構造と、前記基準物体の少なくとも一部とを示していて、
各画像IIのビュー方向が、単位ベクトルviによって定義され、かつ、
それぞれの画像の法線ベクトルvi1およびvi2が角度a（-180° < a < 180°、かつ a {-90°, 0°, 90°}）をなすように、異なる瞬間に撮影された少なくとも2枚の画像II1およびIi2が存在する、
ステップと、
前記身体構造の1つ以上の空間パラメータをII1およびII2を使用して定量化するステップと、
を有する、方法。
【請求項２】
当該1つ以上の空間パラメータが、長さである、請求項1の方法。
【請求項３】
当該1つ以上の空間パラメータが、直径である、請求項1の方法。
【請求項４】
当該構造が、導管である、請求項1の方法。
【請求項５】
画像II1およびII2の少なくとも1枚が、サブトラクト画像である、請求項1の方法。
【請求項６】
aが、
約-150°〜約-30°の間の角度と
約30°〜約150°の間の角度
を含む角度の集合内である、請求項1の方法。
【請求項７】
身体構造と基準物体の少なくとも2枚のデジタル画像IIにアクセスするステップであって、
前記デジタル画像のそれぞれが、前記身体構造と、前記基準物体の少なくとも一部とを示していて、
各画像IIのビュー方向が、単位ベクトルvIによって定義され、かつ、
それぞれの画像の法線ベクトルvI1およびvI2が角度a（-180° < a < 180°、かつa &sup1; 0°）をなすように、異なる瞬間に撮影された少なくとも2枚の画像II1およびII2が存在する、
ステップと、
前記身体構造の1つ以上の空間パラメータをII1およびII2を使用して定量化するステップであって、
前記身体構造が、画像II1およびII2の取得の合間に動く、
ステップと、
を有する、方法。
【請求項８】
当該1つ以上の空間パラメータが、長さである、請求項7の方法。
【請求項９】
当該1つ以上の空間パラメータが、直径である、請求項7の方法。
【請求項１０】
当該構造が、導管である、請求項7の方法。
【請求項１１】
画像II1およびII2の少なくとも1枚が、サブトラクト画像である、請求項7の方法。
【請求項１２】
aが、
約-150°〜約-30°の間の角度と、
約30°〜約150°の間の角度
を含む角度の集合内である、請求項7の方法。
【請求項１３】
第一画像と第二画像を得るステップであって、各画像が、身体構造と、較正物体の少なくとも一部とを示している、ステップと、
前記第一画像内の経路沿いの第一の複数n個の点を選択するステップと、
前記第二画像内の経路沿いの第二の複数n個の点を選択するステップと、
前記第一の複数の点のそれぞれを、前記較正物体を示す当該第一画像の部分から導かれる情報を使用して、三次元座標に変換するステップと、
を有する、方法。
【請求項１４】
当該変換するステップが、前記第一画像をスケーリングするステップを有する、請求項13の方法。
【請求項１５】
前記第一画像からのベクトルを三次元空間に変換するためにひとまとまりで有効な、回転行列と、スケーリング行列と、移動行列とを確立するステップをさらに有する、請求項13の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、一般的には、画像分析に関し、より詳細には、身体構造の画像の分析であって、これらの画像が身体構造の空間的な測定に使用される、分析に関する。
【背景技術】
【０００２】
大動脈、冠状動脈、頚動脈、腎動脈、大腿動脈などの主要動脈は、体に血液を供給する。動脈狭窄症は、血液の正しい循環を妨げるプラークとして知られている物質によって、これらの重要な動脈が収縮または狭窄することを特徴とする異常な状態である。プラークは、動脈硬化症の局部的な領域である。動脈硬化症は、動脈の内壁にリピド（脂肪性物質）と増殖した線維性結合組織とが堆積している病的状態である。また、（例えば、導管の蛇行に起因する）解剖学的（遺伝的）な動脈の狭域が存在したり、血液の流れに強く影響する動脈の腫脹（動脈瘤）もある。後者の場合には、関与する動脈の自然破裂によって患者の生命が脅かされることもある。
【０００３】
これらの病的状態の標準的な治療では、薬剤を使用して、または薬剤の効果が薄い場合には機械的な手段によって、狭窄した動脈を切開する。例えば、狭窄した領域の内側に小さなバルーンを膨らませることによって動脈を強制的に切開することができ（「Dotter」または「PTA」手法）、この後、再閉塞を防止するために動脈の内側に金属枠（「ステント」）を配置することがしばしばある。ステント状の構造物は、動脈の危険な局部的な腫脹を治療するのにも使用することができる。これらの治療に重要なことは、狭窄または動脈瘤の正確な位置、形状、および範囲を知ることである。このことは、治療の選択に大きく影響する。
【０００４】
血管造影法に基づく診断は、狭窄の範囲を調べるための現在の標準である。血管造影法は、血管の写真（「血管造影図」）を撮影する特殊なX線手法である。この診断技術は、通過するX線を強力に吸収する化学物質であるX線不透過性の造影剤を利用する。血管造影法は、X線不透過性の造影剤を血液中に入れた後に、心臓および／または血管の内部の解剖学的構造をX線によって視覚化するものである。造影剤は、動脈または静脈に注射するか、動脈に挿入したカテーテル（中空の管）を通じて末梢動脈に入れることができる。放射線科医は、連続的なX線映像の元で、カテーテルを血管内に慎重に通して検査対象の領域まで導く。調査対象の部位にカテーテルが達すると、このカテーテルを通じてX線造影剤が注入され、動脈の異常と閉塞が明確に見えるようになる。
【０００５】
用語「血管造影図」は、血管造影法によって生成されるX線撮影画像を指す。血管造影図は、X線を遮断する造影剤に起因する、血管内の開路(open channel)を表す暗い領域を持つ。結果の画像をデジタル化することにより、画像に画像処理技術を適用することが可能になる。これらの技術の1つとして、導管のセグメント長さ、直径、断面積、導管の狭窄の量など、脈管系の定量的な測定を半自動的に行うことがあげられる。
【０００６】
現在、導管形状の検査のほとんどは、単一平面X線システムによって得られる血管造影画像を使用して行われる。用語「単一平面」は、このようなシステムが一度に一方向からのX線画像を得られるのみであることを意味する。これと対照的に、二平面X線システムは、二方向からの画像を同時に得ることができる。
【０００７】
単一平面血管造影画像に基づいて定量的な測定を行うことには、脈管構造の三次元位置に関する情報がほとんど存在しないことに起因する2つの重要な欠点がある。実際には、画像は、三次元の構造すべてを二次元の平面上に投影する射影である。2つの欠点とは、平面外較正誤差(out-of-plane calibration errors)と「フォアショートニング(foreshortening)」であり、それぞれについて以下に説明する。
【０００８】
単一平面X線画像を使用するときには、絶対測定を行うために画像を「較正」する必要がある。すなわち、ピクセルサイズと現実のサイズの間の関係を求める必要がある。これは、記録される画像に既知のサイズの物体を含めることによって行うことができる。問題は、較正に使用される物体が調査対象の構造と同じ平面（蛍光増倍管の入力画面に平行な面）内にないときに起こる。この結果として、較正物体が構造とは異なって拡大され、従って不正確な測定になる。言い換えれば、較正物体と異なる平面内に位置する導管の各部が異なって拡大される。この誤差源は、「平面外較正」と称される。
【０００９】
一般的に、調査対象の構造は、それぞれ固有な形状を持つために、画像平面内に正確に位置しないのが普通である。構造（例：導管）が画像平面に垂直な方向成分を持つ場合、その導管のセグメントの長さは、画像平面上に投影されたときにその実際の三次元長さと等しくない。この現象は、長さの測定の誤差につながり、「フォアショートニング」と称される。
【００１０】
これらの問題を克服するためには、調査対象の構造の位置と形状のより正確な三次元（3D）表現が必要である。
【００１１】
2枚のデジタルの二次元画像から三次元情報を導く方法がいくつか開発されている。立体的デジタル血管造影法を使用して、導管の三次元の位置および向きの情報が計算される（L. E. Fencilらの「調査用の放射線医学（Investigative Radiology）」（1987年12月））。しかしながら、三次元の導管位置の立体的な決定は、導管の主方向が立体的シフト(stereoscopic shift)の方向に垂直である場合に不正確になる。従って、三次元の導管構造を求めるときにおけるこの方法の信頼性は、導管自体の向きに依存する。これは明らかに望ましくない。
【００１２】
米国特許第4,630,203号において、Szirtesは、2枚の立体的画像に現れる直線の輪郭を三次元的に位置測定する技術を説明している。しかしながら、この方法も、輪郭が立体的シフトの方向に位置してはいけないという制限を受ける。さらに、この方法においては、撮像平面に対するX線源の三次元位置を求めるための個別の較正ステップが必要である。
【００１３】
正確な直交方向に得られる2枚のX線撮影画像から三次元構造を導くための方法が、何人かの研究者により開発された。画像が正確な直交方向に得られなくてはならないという必要条件は、この方法の明らかな欠点である。この条件は、実際には達成するのが困難なことがある。さらに、撮像平面の1つに垂直な導管セグメントの位置の決定は、これらの方法では困難であるかまたは不可能である。
【００１４】
これらの問題に対処するため、任意の方向に得られた2枚の画像から三次元の脈管構造を計算することのできる方法が開発された（S. A. MacKayら、Computers and Biomedical Research（Vol. 15、p.455、1982年）を参照）。この方法は、患者を撮像するために使用されるのと同じX線システム構成において、既知の寸法の物体に対する較正ステップが必要である。この較正は、患者の撮像の前または後に行うことができる。この方法は、「較正式エピポーラ幾何(calibrated epipolar geometry)」とも称される。
【００１５】
米国特許第4,875,165号において、Fencilらは、H. C. Longuet-Higgingsの理論的な研究、Nature（Vol. 293、p.133、1981年）に基づき、入力として一対の二平面画像を必要とし、かつ較正ステップを必要としない方法を説明している。K. R. Hoffmannは、米国特許第5,859,922号において、較正物体を使用しながらいくつかの二平面画像を使用する方法を説明している。しかしながら、どちらの方法も、二平面X線システム（すなわち異なる方向からの2つの記録を同時に行うことのできるX線システム）が必要であるという欠点を持つ。
【００１６】
その他のいくつかの方法は、2枚またはそれ以上の画像から完全な三次元の脈管樹（vascular tree）を再構築することを目的としているが、多くの場合に二平面X線システムを必要とする。例えば、Chenらの米国特許第6,047,080号と、Masottiらの米国特許第6,169,917号を参照。
【００１７】
【特許文献１】米国特許第4,630,203号
【特許文献２】米国特許第4,875,165号
【特許文献３】米国特許第5,859,922号
【特許文献４】米国特許第6,047,080号
【特許文献５】米国特許第6,169,917号
【非特許文献１】Computers and Biomedical Research（S. A. MacKayら）（Vol. 15、p.455、1982年）
【非特許文献２】調査用の放射線医学（Investigative Radiology）（L. E. Fencilら）（1987年12月））
【非特許文献３】Nature（H. C. Longuet-Higgings）（Vol. 293、p.133、1981年）
【非特許文献４】X線撮像の一連の機器における幾何学的画像歪みを訂正するための方法の精度および再現性（The accuracy and reproducibility of a global method to correct for geometric image distortion in the x-ray imaging chain）（Gronenschild, E.、J. Janssenら）（Med. Phys. 24(12)、p.1875〜88（1997年））
【非特許文献５】CAAS. II: オフラインおよびオンラインの定量的冠動脈造影法のための第二世代システム（CAAS. II: A second generation system for off-line and on-line quantitative coronary angiography）（Gronenschild, E.、J. Janssenら）（Cathet Cardiovasc Diagn 33(1): 61〜75（1994年））
【発明の開示】
【課題を解決するための手段】
【００１８】
本発明のさまざまな実施例は、他のパラメータ決定システムにおいて生じる問題に対処する。例えば、従来の多くのマルチ画像システムでは、2枚の画像を得る合間に患者テーブルを動かすことができない。しかしながら、血管造影検査を行う放射線技師が、画像を記録する間に、調査対象の導管を最適なビューにおいて得るために患者テーブルの高さまたは水平位置を調整しなければならない場合、他の技術を使用する測定は悪影響を受けることがある。従って、本発明の方法では、結果の精度を低下させることなくこのような動きが許容される。さらに、本発明のいくつかの実施例においては、導管を含む画像の取得と同時に較正ステップを行うことができる。
【００１９】
本発明の1つの実施例による方法では、2枚の独立して得られる単一平面血管造影画像を入力として、三次元の脈間構造の三次元の中線位置を計算することができる。このことは、（二平面システムを使用してもよいが）単一平面X線システムを使用して、任意の方向における2枚の画像を得ることができることを意味する。さらに、撮像の合間に患者テーブルを動かして画像を得ることもできる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２０】
本発明の原理をより理解しやすくする目的で、以下には、図面に示されている実施例を参照しながら、特定の言語を使用して本発明が説明されている。しかしながら、このことは本発明の範囲の制限を意図するものではなく、本発明に関連する当業者に普通に創案される、説明または図示されている実施例の変更またはさらなる変型と、本文書に図示されている本発明の原理のさらなる応用も、本発明は予想している。
【００２１】
一般的には、図1〜5に示されている画像の取得と分析のシステムおよび方法は、それぞれ基準物体と身体構造（狭窄した動脈など）の、計2枚のデジタル画像を取得する。提示されている例においては、構造のサイズ、形状、および位置を求めるために、この2枚の画像が処理される。
【００２２】
本発明の1つの実施例において使用するための画像を取得するための機器配置の例について、図1を参照しながら以下に説明する。システム100は、X線管120と蛍光増倍管130を支持するCアーム110を含む。患者テーブル140は、この例において導管160が調査対象である患者を支持している。較正物体150は、取得された画像の中に現れるように配置されていて、この較正物体については以下にさらに詳しく説明する。当業者には理解されるように、通常のカテーテル室の撮像手法を使用することができるが、三次元の再構築のために必要な入力が得られるようにするための例外箇所について、次の段落で説明する。
【００２３】
最初に、較正物体150が撮像シーン内に配置される。例えば、患者の下、患者テーブル140の上または下、患者のガウンのポケットの中、またはその他の場所に、較正物体150を配置することができる。次いで、調査する導管の2枚の画像が撮影される。撮像の2本の法線ベクトルの間の空間角度は、少なくとも30°であることが好ましく、角形成角度(angulation angle) gと、回転角qと、X線源から蛍光増倍管までの距離SIDが既知である必要がある。繰り返すが、調査対象の導管160と較正物体150の少なくとも一部が、両方の画像内に見えている必要がある。2枚の画像の記録の合間に、慣習的に患者テーブルを動かすことが許容される。唯一の必要条件は、較正物体に対する導管の位置が変化しないことである。いくつかの実施例においては、追加の画像を取得してから、さらに分析するための一対の画像を選択することができる。
【００２４】
実際に三次元の再構築を使用するためには、その前にいくつかのパラメータを求める必要がある。ほとんどの実施例においては、これは一度行うのみでよく、一般的にはソフトウェアとハードウェアのインストール時に行われる。この例においては、パラメータとして、画像の幾何学的歪み、蛍光増倍管の表面におけるピクセルサイズ、X線システムの幾何配置における系統的誤差が、インストール時に求められる。
【００２５】
画像の幾何学的歪みは、Cアーム110の多数の異なる向きについて求められる。画像の幾何学的歪みは、X線撮像の一連の機器（蛍光増倍管、ビデオカメラデジタイザ）による不完全な撮像に起因する歪みであり、画像の誤差の無視できない原因となりうる。蛍光増倍管を使用するときに固有な1つの代表的な歪みの要因は、いわゆる「ピンクッション」歪みである。地球の磁場と重力の影響のため、幾何学的歪みは、地球に対するX線システムの向きにも依存する。従って、この実施例においては、（図には示されていないがこの分野において周知である）寸法が既知の画像グリッドの記録を行うことによって、Cアーム110のさまざまな向きに対して幾何学的歪みが求められる。訂正パラメータは、当業者に理解される方法において、自動的に導かれる。例えば、Gronenschild, E., J. Janssenらの「X線撮像の一連の機器における幾何学的画像歪みを訂正するための方法の精度および再現性（The accuracy and reproducibility of a global method to correct for geometric image distortion in the x-ray imaging chain）」（Med. Phys. 24(12)、p.1875〜88（1997年））を参照。
【００２６】
蛍光増倍管の表面におけるピクセルサイズは、当業者に理解される方法により求められる。
【００２７】
訂正を可能にするためには、X線システムによって報告される、システムの幾何学的配置における統計的誤差を求める必要がある。
【００２８】
データ確認用のデータ
本出願で説明されている方法のさまざまな条件下における精度を求めるために、内部的なデータ確認の検討が行われた。この検討は、三部から成り、各部において、シミュレートされた画像、模型の画像上の長さ測定、模型の画像上の直径の測定をそれぞれ試験した。各試験の間、2枚の必要な画像を取得する合間にテーブルを動かすことができ、実際に動かされた。
【００２９】
例1
第一の試験の目的は、事前定義の最大誤差5 %を達成するための、基準画像と分析画像の間の最小角度を求めることと、三次元の再構築の理論的な精度を求めることであった。シミュレートされた画像における特定の長さを知るために、後述されている方法が適用され、望ましい精度5 %を達成するための基準画像と分析画像の間の最小角度は30°であることが判明した。実際には、投影角度の差がこの値のとき、精度は1.5 %より良好であることが判明した。
【００３０】
例2
第二の試験の目的は、模型の導管のX線画像に基づいて、長さの測定の精度を求めることであった。模型の画像における特定の長さを知るために、後述されている方法が適用された。模型の画像は、少なくとも30°の角度差で取得され、長さの測定の精度は2 %より良好であることが判明した。
【００３１】
例3
第三の試験の目的は、模型の導管のX線画像に基づいて、直径の測定の精度を求めることであった。直径の絶対精度は-0.1 mmより良好であり、少なくとも30°の角度差で取得された模型の画像に基づく精度は0.2 mmより良好であった。この実験では、CAAS II定量分析ソフトウェア（Gronenschild, E., J. Janssenらの「CAAS. II: オフラインおよびオンラインの定量的冠動脈造影法のための第二世代システム（CAAS. II: A second generation system for off-line and on-line quantitative coronary angiography）」（Cathet Cardiovasc Diagn 33(1): 61〜75（1994年））に基づく輪郭検出法を使用した。
【００３２】
画像の分析
画像が取得された後、この実施例におけるオペレータは、手順200を使用して分析を実行する。この手順について、図1に示されている物体を引き続き参照し、さらに図2を参照して、以下に開始点201から説明する。オペレータは、最初に、基準画像を選択する（205）。この画像は、調査する導管160の部分と、較正物体150の少なくとも一部の両方を表している必要がある。基準画像は、造影剤あり、またはなしで取得してよく、後者の場合には、調査対象の導管160の一部にガイドワイヤーまたはカテーテルが見えていることが好ましい。
【００３３】
次いで、当業者に理解されるように、上述されているように基準画像が幾何学的歪みについて自動的に訂正される（ステップ210）。次いで、オペレータは、いくつかの制御点を指定することによって、基準画像内で導管の中線を指定する（ステップ215）。このステップは、コンピュータプログラム用のグラフィカルユーザインタフェースを使用して行われることが好ましく、この場合のインタフェースは、基準画像を表示し、ポインティングデバイスによる「クリック」動作を受理して制御点を示し、ポインティングデバイスによる「ドラッグ」動作を受理して指定済みの制御点を動かす。制御点の選択が完了したことをオペレータが示すと、コンピュータプログラムが、好ましくはスプラインとして知られている数学的なパラメトリック曲線の定義を使用することによって、指定された点を通る曲線をフィットする。導管の中線を定義するために6個の制御点が指定されることが好ましい。
【００３４】
オペレータは、基準画像内の球においてピクセルサイズの較正を行う（ステップ220）。この較正は、オペレータが球の中心付近の点を指定した後に、（当業者に公知の縁および曲線検出手法を使用して）自動的に行われることが好ましい。この較正方法は、再現性が高い。
【００３５】
次いで、オペレータは、第二の画像を選択し（ステップ225）、本開示ではこの画像のことを分析画像と称する。分析画像は、調査対象の導管160の一部に造影剤を使用し、かつ較正物体150が見えるように取得する必要がある。分析画像は、当業者に理解されるように、サブトラクト画像(subtracted image)でよい。分析画像は、幾何学的歪みについて自動的に訂正される（ステップ230）。
【００３６】
次いで、オペレータは、分析画像内の球において較正を行う（ステップ235）。ステップ220における較正のように、この較正は、オペレータが球の中心付近の点を示した後に自動的に行われることが好ましい。分析画像がサブトラクト画像である場合には、較正はサブトラクト(subtraction)なしで行う必要がある。
【００３７】
次いで、コンピュータプログラムは、オペレータが基準画像内に指定した（ステップ215）脈管セグメントの開始点と終了点の対応する位置を示す2本の線を分析画像内に表示する（ステップ240）。
【００３８】
オペレータは、およその中心線の開始点と終了点を指定することによって、対象の脈管セグメントを指定する（ステップ245）。オペレータが終了すると、コンピュータプログラムが導管の境界を自動的に検出する。この検出は、CAAS II輪郭検出アルゴリズムに基づくことが好ましい（Gronenschild、Janssenらの上記文献を参照）。輪郭検出が終了すると、導管の直径、導管セグメントの長さ、断面積など多数の物理パラメータが計算される。この時点までは、これらのパラメータは依然として2枚の二次元画像のみに基づいており、平面外誤差および／またはフォアショートニング誤差を含んでいることが多い。この結果は、後述するステップ260においてこれらの誤差について訂正される。
【００３９】
ステップ245において検出された境界に基づいて、導管160の中線が計算される（ステップ250）。次いで、導管160の中線の三次元の表現が計算される（ステップ255）が、この計算については、方法300と関連して後から説明する。次いで、ステップ245の幾何学的な結果が、導管の三次元の空間位置に従って訂正され（ステップ260）、方法200は終了点299において終了する。
【００４０】
再構築アルゴリズム
上記のステップ255において適用される三次元再構築手法について、図3を参照し、図1と2における物体とステップを引き続き参照しながら以下に説明する。方法300は、3つの想定に基づく。第一に、基準画像と分析画像（2D）とで、画像の記録平面の向きが異なることを想定する。2枚の画像の透視ベクトル（画像が取得されるときの画像記録平面の法線ベクトル）の間の角度は、30°〜150°の間であることが好ましい。第二に、較正物体150の少なくとも一部（画像平面におけるその中心とサイズを求めるのに十分な部分）と、調査対象の導管160が、両方の画像内に見えていることが必要である。第三に、初期化プロセスに関連して上述されているように、X線源と蛍光増倍管の間の距離SIDと、回転角度θと、角形成角度γと、蛍光増倍管におけるピクセルサイズが既知である必要がある。
【００４１】
方法300の最初（開始点301）において、（ステップ215において指定された）基準画像の二次元中線が、回転行列
2004243117.tif 000003
、スケーリング行列
2004243117.tif 000004
、および移動行列
2004243117.tif 000005
を使用して、三次元のワールド座標系に変換される（ステップ310）。従って、基準画像からワールド座標系への変換行列は、
2004243117.tif 000006
であり、この式は、基準画像の二次元座標を三次元のワールド座標系に変換する（図1参照）。
【００４２】
次いで、同様に、分析画像の二次元中線が三次元のワールド座標系に変換される（ステップ320）。この変換行列は、
2004243117.tif 000007
として定義され、この式は、分析画像の二次元座標を三次元のワールド座標系に変換する。
【００４３】
次いで、分析ワールド(analysis world)の輪郭ワイヤ(contour-wire)
2004243117.tif 000008
における各点について、第一点
2004243117.tif 000009
から開始して（ステップ330）、三次元空間内の対応する点が、図4に示されている点、線、および平面を参照して求められる。
【００４４】
いま、分析画像の輪郭ワイヤ
2004243117.tif 000010
はn個の要素から成り、基準画像の輪郭ワイヤ
2004243117.tif 000011
はm個の要素から成ると想定する。次いで、輪郭ワイヤ
2004243117.tif 000012
および
2004243117.tif 000013
を、式1と式2を使用してワールド座標において計算することができる。基準画像の各点の位置
2004243117.tif 000014
は、
2004243117.tif 000015
を使用して計算することができ、分析画像の各点
2004243117.tif 000016
は、
2004243117.tif 000017
を使用して計算することができる。
中線ワイヤWの真の三次元位置は、ワイヤWの各セグメントの、
2004243117.tif 000018
における法線ベクトルと
2004243117.tif 000019
における法線ベクトルとの交点である。
【００４５】
分析ワールドに垂直な平面
2004243117.tif 000020
は、
2004243117.tif 000021
によって定義される
2004243117.tif 000022
（ステップ340）。X線システムは透視的ビューイング系(perspective viewing system)とみなすことができるため、法線ベクトルを訂正する必要がある。訂正された法線は、X線源（
2004243117.tif 000023
）から蛍光増倍管（
2004243117.tif 000024
）の中心までの正規化されたベクトルである。従って、
2004243117.tif 000025
この系の原点は、当然ながら、較正物体150の中心であるワールドビューの原点からシフトさせることができる。これは、式5の位置ベクトルを訂正することによって行われる。
2004243117.tif 000026
は、訂正（オフセット）ベクトルによって訂正する必要がある。訂正ベクトルは、回転ベクトルRの回りに回転した、画像の中心から較正物体150の中心までのベクトルである。すなわち、
2004243117.tif 000027
これにより、式5は、
2004243117.tif 000028
と書き直すことができる。
【００４６】
次に、
2004243117.tif 000029
と、三次元ワールド座標の基準中線の間の交点を見つける（ステップ350）。
2004243117.tif 000030
【００４７】
分析ワールドに垂直な平面は、
2004243117.tif 000031
によって定義される
2004243117.tif 000032
（ステップ360）。
【００４８】
2004243117.tif 000033
に対してステップ360において見つかった位置における基準平面に垂直な線lを定義する（ステップ370）。
2004243117.tif 000034
【００４９】
ステップ360からの
2004243117.tif 000035
とステップ370からの線lとの交点は、三次元座標
2004243117.tif 000036
として計算される（380）。
2004243117.tif 000037
以上で導管の再構築された三次元中線が得られたため、平面外較正誤差とフォアショートニング誤差について長さと直径を訂正することが可能である。
【００５０】
分析画像内にさらに処理する点がある場合には（決定ステップ390）、分析ワールドの輪郭ワイヤ内の次の点が検索され（ステップ395）、プロセス300はステップ340から継続する。それ以上の点がないときには（決定ステップ390で否定の結果）、方法300は終了点399において終了する。
【００５１】
三次元再構築プロセスの結果としての三次元中線の投影は、ワールドデカルト座標系に配置されている。調査対象の導管160の三次元中線に基づく訂正を行う前に、この中線は、取得された画像と同じビュー内に位置していることが好ましい。従って、三次元モデルを、分析画像の投影と同じ向きまで回転させることが好ましい。次いで、導管160の空間パラメータが計算される。
【００５２】
（導管160の中心線を表す）実世界の輪郭ワイヤの長さLは、必要なセグメントに全体について三次元中線のセグメントの長さを合計することによって計算することができる。例えば、輪郭ワイヤ上の点が
2004243117.tif 000038
と表され、必要なセグメントが
2004243117.tif 000039
から
2004243117.tif 000040
まで（a、bは整数）であり、
2004243117.tif 000041
であるときには、長さは、
2004243117.tif 000042
である。
【００５３】
さらに、導管160の直径を計算することができる。三次元中線を分析画像の投影に再配置した後、図5に示されているように、z成分は平面外距離を示す。SIDはX線源から蛍光増倍管までの距離を表し、SODはX線源から較正物体までの距離であり、
2004243117.tif 000043
は物体の実際の側面輪郭であり、
2004243117.tif 000044
は物体の投影された側面輪郭である。
【００５４】
次いで、中線の各位置におけるピクセルサイズが計算される。検出された輪郭に基づいて、導管に沿った各位置における直径を計算することができる。要約すると、計算は、
2004243117.tif 000045
である。
【００５５】
これにより、長さと直径の両パラメータが、平面外誤差とフォアショートニング誤差なしで得られる。
【００５６】
本文書内に引用されているすべての刊行物、従来の出願、その他の文書は、それぞれが個々に参照によって組み込まれていて完全に記載されているかのように、それぞれの全体が本文書に参照文献として組み込まれている。
【００５７】
本発明は図面と上記の説明において詳細に図示および説明されているが、図面とその説明は解説を目的としていて特徴を制限するものではないとみなされる。図示および説明されているのは好ましい実施例にすぎず、関連する分野の当業者によって創案される変更および変型すべては、本発明の範囲として保護されることが理解されるであろう。
【図面の簡単な説明】
【００５８】
【図１】本発明を実施するための装置のさまざまな構成要素を含む試験室の線図である。
【図２】本発明に従って使用するための、データを収集する1つの方法における、グラフィカルユーザインタフェースとオペレータとの対話を示すフローチャートである。
【図３】本発明による、データを分析する1つの方法を示すフローチャートである。
【図４】本文書における計算において参照される空間形状を示す図である。
【図５】本文書において論議されている、選択された距離の間の関係の図である。
【符号の説明】
【００５９】
100  システム
110  Cアーム
120  X線管
130  蛍光増倍管
140  患者テーブル
150  較正物体
160  導管
200  手順
201  開始点
210、215、220、225、230、235、240、245、250、255、260  ステップ
299  終了点
300  方法
301  開始点
310、320、330、340、350、360、370、380、390  ステップ
399  終了点
【図１】
2004243117.tif 000046
【図２】
2004243117.tif 000047
【図３】
2004243117.tif 000048
【図４】
2004243117.tif 000049
【図５】
2004243117.tif 000050