JPH06269444A

JPH06269444A - 放射線三次元画像の生成方法

Info

Publication number: JPH06269444A
Application number: JP5065278A
Authority: JP
Inventors: Shiro Takeda; 志郎武田
Original assignee: Fujitsu Ltd
Current assignee: Fujitsu Ltd
Priority date: 1993-03-24
Filing date: 1993-03-24
Publication date: 1994-09-27
Also published as: US5623528A; DE4408991A1

Abstract

(57)【要約】【目的】本発明は、特に医療分野において、新たな放射
線三次元画像生成方法を提供すること、特に完全に一致
した三次元的位置の整合をとることのできる放射線三次
元画像生成方法を提供することを目的とする。【構成】被写体に向けて互いに異なる複数の照射位置そ
れぞれから放射線を照射することにより、被写体を透過
した放射線が担持する被写体の二次元放射線画像を少な
くとも一枚得、この二次元放射線画像上を所定の副走査
方向に順次移動しながら副走査方向と交わる主走査方向
に繰り返し走査することにより二次元放射線画像上の各
点の画素値を表わす各二次元画素データを得、これらの
二次元画素データに基づいて被写体内部の三次元的な各
点に対応する各画素値を表わす三次元画素データを求め
る。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、被写体の三次元的な各
点の各画素値を表わす三次元画素データを求める放射線
三次元画像の生成方法に関し、特に医療用放射線三次元
画像、典型的には放射線胸部三次元画像の生成方法に関
する。

【０００２】

【従来の技術】従来より、Ｘ線画像等の放射線画像が病
気診断用等に多用されている。例えばＸ線画像を例にと
ると、被写体を透過したＸ線を蛍光体層（蛍光スクリー
ン）に照射し、これによりＸ線を可視光に変換し、この
可視光を銀塩フィルムに照射して潜像を形成し、これを
現像することによりＸ線画像を得、このようにして得ら
れたＸ線画像が病気診断等に用いられている（以下、
「Ｓ／Ｆ法」と呼ぶ）。このようにして得られたＸ線フ
ィルムは枚数が増えてくると保管のために広いスペース
が必要となり、また、同一被写体（例えば患者）の病気
等の時間変化を観察する場合比較のためのＸ線フィルム
を取り出す手間が大変であるという問題がある。このた
め、近年では上記のように銀塩フィルム上に得られたＸ
線画像をいわゆるフィルムディジタイザにより光電的に
読み取って画像信号を得、この画像信号に画像処理を施
すことにより、鮮鋭度、ダイナミックレンジ、粒状性等
画質を定める種々の画像性能や病気診断のための診断性
能の改善が図られた後、高画質，高診断性能の再生画像
を得るシステムも用いられてきている。

【０００３】図１は、フィルムディジタイザの構成例を
示した図である。Ｘ線画像が記録され現像された後のＸ
線フィルムが、搬送経路１に沿って搬送ローラ２により
搬送される。このＸ線フィルムは、搬送されながらレー
ザ走査系３から射出されたレーザビーム７により図１の
紙面に垂直な方向に繰り返し走査され、これによりこの
Ｘ線フィルムが２次元的にラスター走査される。このレ
ーザビーム７はＸ線フィルムに記録されたＸ線画像の各
画素毎の濃度に応じた減衰を受けてこのＸ線フィルムを
透過し、受光素子アレイ５で受光され、これによりＸ線
画像を担持する画像信号が生成される。尚、Ｘ線画像が
印画紙に記録されている場合は、この印画紙を照射した
レーザビーム７の反射光が受光素子４で受光され画像信
号に変換される。

【０００４】一方、上記銀塩フィルムを用いるシステム
に代わり、蓄積性蛍光体（輝尽蛍光体）を用いるシステ
ムが利用され始めている。この輝尽蛍光体を用いるシス
テムとは、輝尽蛍光体をシート状もしくはパネル状に形
成した輝尽蛍光体パネル（シートを含む）に被写体を透
過したＸ線を照射して該輝尽蛍光体パネルにＸ線画像を
蓄積記録し、その後このＸ線画像を光電的に読み取って
画像信号を得、該画像信号に画像処理を施した後再生画
像を得るシステムであり、このシステムの基本的な方式
としては、米国特許公報第５，８５９，５２７号に記載
されている。ここで輝尽蛍光体とは、Ｘ線、α線、β
線、γ線等の放射線が照射されると、その放射線のエネ
ルギーの一部をしばらくの間あるいは長時間内部に蓄積
し、その間に赤外光、可視光、紫外光等の励起光が照射
されると蓄積されたエネルギーを輝尽発光光として放出
する蛍光体をいい、その蛍光体の種類によりエネルギー
を蓄積し易い放射線の種類、輝尽発光光を放出し易い励
起光の波長、放出される輝尽発光光の波長はそれぞれ異
なっている。

【０００５】図２は、輝尽蛍光体パネルを用いたシステ
ムの一構成例を示した図である。この図２に示したシス
テムは、撮影機と読取機が別々に構成されている例であ
る。撮影機１０では撮影台１４の前に立った被写体１２
にＸ線発生部１１で発生されたＸ線１３が照射され、こ
の被写体１２を透過したＸ線１３が撮影台１４に備えら
れた輝尽蛍光体パネル１５に照射され、これによりこの
輝尽蛍光体パネル１５に被写体１２のＸ線画像が蓄積記
録される。

【０００６】このようにして撮影が行われた後、撮影台
１４から輝尽蛍光体パネル１５が取り出され、読取機２
０のパネル挿入部２１にセットされる。この場合、輝尽
蛍光体パネル１５はマガジンあるいはカセッテ内に収納
されていてもよい。このパネル挿入部２１にセットされ
た輝尽蛍光体パネル１５は、マガジンあるいはカセッテ
に収納されていた場合はそのマガジンあるいはカセッテ
から取り出された後、搬送経路２２に沿って搬送され、
読取部２３においてこの輝尽蛍光体パネル１５に蓄積記
録されたＸ線画像の読取りが行われ、画像信号が生成さ
れる。この読取部２３の構成については後述する。この
読取部２３で生成された画像信号は、信号伝達経路２４
を経由して画像処理部２５に入力され、この画像処理部
２５において周波数強調処理等の適切な画像処理が施さ
れ、さらに信号伝達経路２６を経由して画像表示部２７
に入力され、例えばＣＲＴディスプレイ画面上に被写体
１２のＸ線画像が表示される。尚、画像を表示する画像
表示部２７に代えて、もしくはこの画像表示部２７とと
もに、図示しないレーザプリンタ等の画像記録装置を備
え、例えば銀塩フィルム上にＸ線画像を再生記録し、こ
れを現像処理してハードコピーとしてのＸ線画像を得る
ようにしてもよい。

【０００７】また、読取部２３で読取りの行われた輝尽
蛍光体パネル１５は、搬送経路２８に沿って消去部２９
に搬送される。この消去部２９では、輝尽蛍光体パネル
１５に消去光が照射され、これによりこの輝尽蛍光体パ
ネル１５に残存しているエネルギー（残像）の消去が行
われる。この残像の消去の行われた輝尽蛍光体パネル１
５は搬送経路３０に沿ってパネル取出部３１に搬送さ
れ、この読取機２０から取り出されて撮影機１０にセッ
トされ再使用される。

【０００８】図３は、輝尽蛍光体パネルを用いた他のシ
ステム構成例を示した図である。この図において、図２
に示したシステムの各構成要素と対応する構成要素に
は、図２に付した番号と同一の番号を付し、相違点のみ
説明する。この図３に示したシステムには、図２に示し
たシステムにおける撮影機１０のうちの撮影台１４と読
取機２０とが一体的に構成された立位型撮像装置４０が
備えられている。輝尽蛍光体パネル１５は、撮影部３１
に配置されて撮影が行われ、搬送経路２２に沿って読取
部２３に搬送されて読取りが行われ、搬送経路２８に沿
って消去部２９に搬送されて消去が行われ、さらに搬送
経路３０に沿って再度撮影部３１にセットされ、次の撮
影に再使用される。

【０００９】図４は、図２、図３にブロックで示す読取
部２３の構成例を示した図である。Ｘ線画像が蓄積記録
された輝尽蛍光体パネル１５は、搬送ローラ１００によ
り図３に示す読取部内を矢印Ｙ方向に搬送（副走査）さ
れる。またこの搬送（副走査）の間、レーザ光線１０１
から射出された励起光としてのレーザビーム１０２がガ
ルバノメータミラーもしくは回転多面鏡（ポリゴンミラ
ー）等のスキャナ１０３により繰り返し反射偏向され、
ｆθレンズ等のビーム形状補正用光学系１０４を経由
し、さらに反射ミラー１０５により反射された後輝尽蛍
光体パネル１５上に照射され、これにより、輝尽蛍光体
パネル１５がレーザビーム１０２により矢印Ｘ方向に繰
り返し走査（主走査）される。この走査の各点からは輝
尽蛍光体パネル１５に蓄積記録されたＸ線画像を担持す
る輝尽発光光が放出される。この輝尽発光光は、光ファ
イバアレイ等の集光体１０６によって集光され、励起光
をカットするともに輝尽発光光を透過する光学フィルタ
１０７を経由して光電子増倍管１０８に導かれ、電気信
号に変換される。尚、輝尽発光光を、集光体１０６を用
いずに、例えば前面に輝尽発光光のみを透過する光学フ
ィルタが貼付されたＣＣＤ光センサ等を用いて直接受光
してもよい。

【００１０】光電子増倍管１０８で得られた電気信号は
対数増幅器１０９により対数的に増幅された後Ａ／Ｄ変
換器１１０でディジタルの画像信号Ｓに変換される。こ
のＡ／Ｄ変換器１１０は、Ａ／Ｄ変換制御部１１３によ
ってそのサンプリングのタイミングが制御される。この
ディジタルの画像信号Ｓはフレームメモリー１１１に一
旦記憶された後、あるいはフレームメモリ１１１を経由
せず直接に磁気ディスクあるいは光ディスク等の記憶媒
体１１２に記憶される。その後この記憶媒体１１２に記
憶された画像信号が読み出されて図２，図３に示す画像
処理部２５に入力される。

【００１１】この輝尽蛍光体を用いたシステムは、この
輝尽蛍光体に照射される放射線のエネルギーと励起光の
照射により放出される輝尽発光光の光量とが広いエネル
ギー範囲に亘って比例することが認められており、また
励起光の光量によりこの比率を代えることができ、した
がって、放射線露光量の変動に影響されない放射線画像
を得ることができ、撮影ミスを減少させることができ
る。また人体のＸ線画像を得るシステムにおいてはＸ線
撮影における人体の被爆線量を低減化することもでき
る。

【００１２】またフィルムリーダを用いるシステム、お
よび輝尽蛍光体を用いるシステムではいずれもディジタ
ルの画像信号が得られるため、保管のためのスペースが
少なくて済み、また検索が容易であるという特色を有
し、さらに画像処理が可能であるという特色を有する。

【００１３】

【発明が解決しようとする課題】ところで近年の肺癌の
増加につれ、単に放射線画像を生成、表示するだけでな
く、放射線画像からの悪性腫瘍と良性腫瘍の判別方法、
あるいは、腫瘍の三次元位置を正確に知ることを簡単な
手段で実現することが要請されてきた。単純撮影で得ら
れた画像での疾患の存在が疑われたとき、従来は、位置
を知るためには正面撮影と側面撮影、あるいは、場合に
よっては斜位撮影を行い、さらには、背腹撮影と腹背撮
影を行い、これら複数枚の画像から必然的に拡大撮影と
なっていることによる画像上の位置の若干のずれから位
置を推定する手法が行なわれており、位置を知ることに
関してはこれらの手法で十分である。ただし、これを実
行できる人は十分な知識を持っている医師等であること
が必要条件であり、また、得られた腫瘍等の疾患の場所
がどのような意味を持っているかを知るためには、高度
な医学上の知識、経験を必要とする。すなわち、その場
所にはどのような血管、気管支等が存在しているかが重
要であり、医師は頭のなかで三次元の立体的な構造を構
築し、推定する。さらに肺動脈の近くにあるのか、肺静
脈の近くにあるのかといったことから腫瘍の性質を推定
し、さらに、断層撮影とか，ＣＴあるいは気管支造影等
によって位置の再確認および腫瘍の性質をより正確に判
断していくことが行われている。

【００１４】これらの一連の診断の手法は確立されたも
のであり、特に大きな欠点があるといったものではない
が、より正確に位置を知るため、血管造影（ＤＳＡ）あ
るいは断層撮影やＣＴからの情報に基づきコンピュータ
グラフィック技術を用いて三次元血管構造をＣＲＴ上に
表示する試みがなされ始めている。この技術により、腫
瘍がどの血管の近くにあるかを知ることができ、腫瘍の
性質の推定確度が高まってきているが、三次元的に連続
していない情報からの補間であるため、補間された部分
は所詮推定に過ぎないし、膨大な計算が必要であるだけ
でなく、撮影間隔（被写体の輪切りの間隔）が不適当で
ある場合は誤差が大きくなる欠点がある。また、もとも
と、断層撮影やＣＴは装置が高価でもある。

【００１５】本発明は、上記事情に鑑み、新たな放射線
三次元画像生成方法を提供することを第１の目的とす
る。さらに、本発明者らは胸部放射線画像について視差
に相当する角度だけ異なる方向から同一の被写体を撮影
することによりに立体視できる二次元放射線画像につい
て研究を行ってきた結果、次に示す大きな問題点を見出
した。すなわち、心臓の鼓動により胸部が動くため、従
来行われている、立体視のためのＸ線管球の位置を変え
た２回以上の撮影の間に三次元的な位置関係がずれてし
まうことである。このことは撮影、あるいは、計測に長
時間必要なＸ線ＣＴやＭＲＴの場合も同様であり、呼
吸、体動などによるアーチファクトは避けられない。Ｘ
線単純撮影、あるいは造影撮影の場合はごく短い時間内
に放射線センサを取り替えればかなり位置関係のずれを
少なくできることができ、たとえば０．１秒以内に２枚
の画像を得る場合、あるいは、呼吸、心電図あるいは脈
派と同期をとって１ないし２秒以内で撮影することでか
なり解決する。一方、その場合でもやはり体動が存在す
るためどうしても完全には一致した三次元的位置の整合
は得られなかった。このことは、特に、放射線胸部立体
視画像の取得において顕著であるが、胸部に限らず人体
等動物の放射線画像においては血液の脈動は必至であ
り、また、体動もあり得るのでどの部位の放射線画像に
おいても共通の問題点である。当然ながら、人体以外の
被写体に対しても、短時間の間に動く被写体を対象とす
るときも同様である。

【００１６】本発明は、この問題点を解決し、完全に一
致した三次元的位置の整合をとることのできる放射線三
次元画像生成方法を提供することを第２の目的とする。

【００１７】

【課題を解決するための手段】本発明の放射線三次元画
像の生成方法は、被写体に向けて互いに異なる複数の照
射位置それぞれから放射線を照射することにより、被写
体を透過した放射線が担持する被写体の二次元放射線画
像を少なくとも一枚得、この二次元放射線画像上を所定
の副走査方向に順次移動しながら副走査方向と交わる主
走査方向に繰り返し走査することにより二次元放射線画
像上の各点の画素値を表わす各二次元画素データを得、
これらの二次元画素データに基づいて被写体内部の三次
元的な各点に対応する各画素値を表わす三次元画素デー
タを求めることを特徴とするものである。

【００１８】ここで、上記二次元放射線画像として、被
写体に向けて互いに異なる複数の照射位置それぞれから
放射線を同時に照射することにより得られた１枚の二次
元放射線画像を用いることが好ましい。また、動きのな
い被写体もしくは被写体の動きが無視し得る場合等に
は、上記二次元放射線画像として、被写体に向けて互い
に異なる複数の照射位置それぞれから放射線を順次に照
射することにより得られた１枚の二次元放射線画像、も
しくは被写体に向けて互いに異なる複数の照射位置それ
ぞれから順次に放射線を照射し各照射位置からの放射線
の照射それぞれにより得られた複数枚の二次元放射線画
像を用いてもよい。

【００１９】また、被写体全体の三次元画素データ（三
次元画像）が不要な場合は、被写体の三次元画素データ
を所望する部分以外の部分を放射線遮蔽物で覆った状態
で被写体に放射線を照射することが好ましい。また、上
記複数の照射位置どうしを結ぶ直線が二次元放射線画像
上の主走査方向及び副走査方向のうちいずれか一方と対
応した方向に延びるように上記複数位置を設定すること
が好ましい。

【００２０】もしくは、上記直線の延びる方向と主走査
方向ないし副走査方向とが対応しない場合は、二次元画
素データに基づいて先ず二次元画像を回転してこれらを
対応させてもよい。この場合に、被写体にマーカを付し
た状態で被写体に放射線を照射し、二次元放射線画像上
に得られたマーカの複数の像を認識し、これら複数の像
を結ぶ直線と主走査方向および副走査方向のうちのいず
れか一方とのなす角度を求め、この角度が零となるよう
に上記複数の照射位置を調整し、あるいは二次元放射線
画像を回転させてもよい。

【００２１】二次元画素データに基づいて三次元画素デ
ータを求めるにあたっては、上記複数の照射位置から照
射し被写体内部の一点を透過した放射線により二次元放
射線画像上に形成される複数点の最大間隔Δ_max を設定
し、最大間隔Δ_max 以内に被写体内部の各一点に対応す
る二次元放射線画像上の各複数点を求め、該各複数点の
各二次元画素データに基づいて上記三次元画素データを
求めることが好ましい。

【００２２】最大間隔Δ_max を設定するにあたっては被
写体の放射線照射側の表面にマーカを付した状態で被写
体に放射線を照射し、二次元放射線画像上に得られたマ
ーカの複数の像を認識し、これら複数の像どうしの間隔
に基づいて上記最大間隔Δ_ma _x を設定することが好まし
い。もしくは、被写体の放射線透過方向の厚さ等をあら
かじめ見積もることができるときは、マーカを撮影する
ことなしに最大間隔Δ_max を設定してもよい。

【００２３】最大間隔Δ_max 以内に上記複数点を求める
にあたっては、最大間隔Δ_max 以内に存在する、所定の
誤差を許容した同一の画素値を有する複数の点を、被写
体内の所定点に対応する複数点の候補とし、これらの候
補の、二次元放射線画像上の連続性を認識することによ
り、上記所定点に対応する上記複数点を見出す方法を採
用することができる。

【００２４】この連続性の認識にあたっては、二次元放
射線画像上の各画素の周囲の所定領域内にある複数の画
素の画素値の代表値（例えば最小値や最大値）を該各画
素の各ベース画素値とし、該各画素のもともとの画素値
と該各画素のベース画素値との差分に基づいて上記連続
性を認識することが好ましい。また、被写体内部の各点
に対応する二次元放射線画像上の各複数点を求めるにあ
たっては、二次元画素データに基づいて二次元放射線画
像に平滑化処理を施すことをが好ましく、この平滑化処
理として、二次元放射線画像上の各領域毎に異なったそ
れぞれ適切な処理を施すことが一層好ましい。

【００２５】上記のようにして求めた三次元画素データ
の利用方法としては、本発明においては特に限定される
ものではないが、主たる利用方法としては、例えば上記
三次元画素データに基づいて被写体の所望の断層画像を
生成して表示すること、上記三次元画素データに基づい
て被写体を所望方向に投影した画像を生成して表示する
こと、あるいは、上記被写体が生体である場合において
上記三次元画素データに基づいて被写体の骨部の少なく
とも一部が除去され所望方向に投影された画像を生成し
て表示すること、あるいは上記被写体が生体である場合
において上記三次元画素データに基づいて被写体の骨部
の画素値を求めて表示すること、さらに上記三次元画素
データに基づいて視差に対応する角度だけ互いに異なる
方向に投影された複数枚の二次元放射線画像を生成して
表示すること等が挙げられる。

【００２６】尚、本発明においては、例えば銀塩フィル
ムおよび輝尽蛍光体のうちのいずれか一方を、二次元放
射線画像を得るための放射線センサとして用いることが
できる。その他放射線センサとしてＩＩカメラあるいは
ＣＣＤ等を用いてもよい。

【００２７】

【作用】本発明の放射線三次元画像の生成方法は、互い
に異なる複数の照射位置それぞれから同時又は順次に、
少なくとも１枚の、例えば輝尽蛍光体パネル、銀塩フィ
ルム等に放射線画像を記録し、それを読み取って二次元
画素データを得、得られた二次元画素データに基づい
て、放射線画像上に被写体内部の三次元的な各点に対応
する各複数点を求め、それら各複数点の二次元画素デー
タから三次元的な各点の三次元画素データを求めるもの
であり、これにより、従来行われていた血管造影を行い
画素データを二値化して血管の三次元情報を求めたり、
多数回の断層撮影を行って三次元画像を求めたりするよ
うな大変な作業を伴う特殊な撮影を行うことなしに三次
元放射線画像を得ることができる。

【００２８】また本発明の方法では、複数の照射位置か
ら同時に放射線を照射して得た１枚の二次元放射線画像
に基づいて三次元放射線画像を生成することができるこ
とから、動きのある被写体に対しても被写体の動きによ
るアーチファクトの発生を避けることができ、撮影の瞬
間の一時点の被写体の三次元放射線画像を得ることがで
きる。

【００２９】本発明において二次元放射線画像（原画
像）としては、従来から行われている角度を変えて順次
複数回（典型的には２回、以下２回として説明する）放
射線照射を行い、これにより２枚の二次元放射線画像を
得る方式（以下、この方式を「２枚画像方式」と呼ぶ）
により得られた２枚の二次放射線画像、もしくは、角度
の異なる複数箇所（以下、典型例として２箇所として説
明する）から同時にもしくは順次に放射線を照射してこ
れら同時もしくは順次に照射された放射線による画像が
重畳された１枚の二次元放射線画像を得る方式（以下、
この方式を「１枚画像方式」と呼ぶ）により得られた１
枚の二次元放射線画像が用いられる。１枚画像方式にお
いて２箇所から放射線を同時に照射するか順次に照射す
るかの違いは、被写体が動く場合に完全に整合された二
次元放射線画像が重畳された画像、したがってアーチフ
ァクトのない三次元画像が得られる二次元放射線画像で
あるか、若干の位置ずれを有する二次元放射線画像が重
畳された画像、したがって若干のアーチファクトを含む
三次元画像が得られる二次元放射線画像であるかの違い
であり、また、１枚画像方式と２枚画像方式との相違
は、１枚の二次元放射線画像内に三次元画像の情報を有
しているか、２枚の二次元放射線画像を合わせてはじめ
て三次元画像情報を有することになるかの相違であり、
本質的な相違はそれほどない。

【００３０】以下、最初に、本発明を達成するための基
本的な考え方（前提条件）を示す。２枚画像方式と１枚
画像方式は基本的な考え方は同じだが、画像処理の方法
としては後者の方が若干複雑であり、前者の方法は後者
の方法にほぼ包含される。したがってここでは主に後者
について説明し、前者については後者との違いを示す。

【００３１】第１に、放射線画像は投影画像であり、本
来、その投影画像には全ての情報が含まれている。ただ
し、被写体が放射線透過方向に厚い場合、本来ある構造
体が存在していても、その構造体がセンサの分解能より
もはるかに小さい場合や、放射線量が少く散乱放射線等
の影響でノイズに埋もれてしまう場合等には、投影像に
はその構造体の像は明瞭には存在しないことがあり、本
発明ではそのような情報は最初から無視する。たとえば
微細な血管や気管支等は無いものとしてそれらの情報を
得ることは初めから考えない。

【００３２】第２に被写体に対して、２つの方向から同
時に放射線を照射する際、放射線センサがなんであれ、
ディジタル画像を得るとき、被写体中のある微小な構造
体の２つの投影像が同一ライン内に存在するように、読
取ライン（行）と平行に、あるいは、列と平行に放射線
を照射する。行と平行でも列と平行でも画像処理した結
果は等しいが、処理の簡便さから、以下、行（ライン）
と平行の場合について説明する。このことによって、１
ライン内の、あるいは、２枚画像方式の場合は２枚の画
像間での対となるライン間の画像情報の処理によってそ
の微小な構造体の三次元的情報が得られる。尚、本発明
ではこの条件は絶対的なものではなく、この条件が成立
しない場合はこの条件に合致するように画像を回転させ
てもよい。

【００３３】たとえば、撮影の座標を模式的に示した図
５において、被写体内部のある一点の構造体Ａの投影像
は同一ライン内にＸ_ARとＸ_ALの２ケ所に生じる。対とな
る２つの画素値Ｓ_ARとＳ_ALが対となる画素のものである
かの判別は、たとえばＳ_ARとＳ_ALの絶対値が誤差範囲内
で最も小さい画素、例えば（Ｓ_AR−Ｓ_AL）² が小さい画
素を選ぶことで容易に可能である。

【００３４】また、Ｘ_AL−Ｘ_AR、２つのＸ線管球の間隔
２ｃ、および２つのＸ線管球の中心とセンサとの距離Ｈ
から容易に一点Ａの三次元座標が求まり、かつ、構造体
Ａの画素値と周囲の画素値との差から容易に構造体Ａの
放射線吸収量と周囲の吸収量との差、あるいは、それに
比例した値が求まる。すなわち、構造体Ａの三次元位置
は（１）式〜（３）式によって容易に計算することがで
きる。

【００３５】ｘ＝ｃ（Ｘ_L −Ｘ_R ）／（２ｃ＋Ｘ_L −Ｘ_R ） ……（１）ｚ＝Ｈ（Ｘ_L −Ｘ_R ）／（２ｃ＋Ｘ_L −Ｘ_R ） ……（２）ｙ＝ＨｚＹ／（Ｈ−ｚ） ……（３）ここで、放射線センサとは、銀塩フィルム、ＩＩカメ
ラ、輝尽性蛍光体、半導体センサなど従来から存在す
る、あるいは、これからも出現するであろう放射線セン
サを全て含むものであり、その種類は問わない。ただ
し、銀塩フィルムをセンサとする場合はフィルムディジ
タイザ等でディジタル信号に変換することが必要であ
る。

【００３６】第３に、２つの放射照射方向間の角度があ
る程度小さければ、構造体Ａの形状および放射線吸収率
にしたがって吸収量（＝厚み×吸収率×その場所での放
射線照射量）は角度によって誤差の範囲内で変わらず、
したがって、同一構造体からの２つの信号はほぼ同一画
素値成分を持つと仮定する。ここで、画素値成分とは、
投影画素の画素値に占めるその微小構造体（ボクセル）
の及ぼす影響の割合×画素値と定義する。この仮定はセ
ンサの空間分解能、濃度分解能および１画素の大きさに
依存するが、本来、血管、腫瘍、肋骨など人体の構造体
の形状はその辺縁が丸いものが多いことから、本発明の
目的のためには十分成立する仮定である。

【００３７】以上の３つの前提条件によって、１ライン
内の画像情報から三次元情報が得られる。たとえば、あ
る１本のライン上の画素値列を模式的に表わした図６，
図７に示すように、画素値の異なる多数の構造体が存在
していても、それぞれの構造体の三次元座標と放射線吸
収量が得られる。図６は同時１枚画像方式の場合、図７
は２枚画像方式の場合を示す。

【００３８】しかし、同一構造体Ａからの２つの画像情
報のほかにその画素値と同一画素値を示す構造体Ｂの画
像情報が同一ライン内に存在するとき、構造体Ａと構造
体Ｂの区別がつかなくなることが考えられる。もし、図
８に示すように、被写体の厚みＺ_max ，Ｘ線管球の間隔
２ｃとセンサとの距離Ｈから予め下記（４）式で計算で
きる最大間隔Δ_max の範囲内にそれらの４つの画像情報
のうち２つのみが存在しているときは、同一構造体Ａの
画像情報はこの最大間隔Δ_max を越えて離れることはな
いため判別が可能である。例えば図９に示した２つのΔ
_max の範囲のうち上のΔ_max の範囲内の画素は下のΔ
_max の範囲内の画素のいずれかと対になる。

【００３９】 Δ_max ＝２ｃＺ_max ／（Ｈ−Ｚ_max ） ……（４）しかし、３つ以上の同一画素値の画素が最大間隔Δ_max
の範囲内に存在する場合は、同一ライン上の画素値だけ
の単純な比較だけでは区別は不能である。このようなケ
ースを起こり難くするためには最大間隔Δ_max を小さく
すればよい。すなわち、２ｃ／Ｈが小さければ最大間隔
Δ_max が小さくなるので、同一画素値の画素を捜す手間
が少くなるが、最大間隔Δ_max があまり小さすぎても分
解能が低下するので、適当な値をとる必要がある。ま
た、一般の撮影室ではＨをあまり大きくはできないか
ら、適当なｃを選ぶ方がよい。しかしこれだけではこの
問題は完全には解決しない。より完全な解法を後に述べ
る。

【００４０】次に被写体がセンサと同等以上の大きさで
あるとき、当然ながらセンサ端面の画素では１ライン上
に同一構造体の情報が１つしか存在しないことが生じ
る。したがって、その構造体の三次元的位置を求めるこ
とは不能である。この不具合を避けるため、逆に、ライ
ンの左端、あるいは、右端では１つの放射線源からの情
報のみが存在するようにする。すなわち、予め、被写体
のどの部分を三次元画像として得たいかを決めておき、
その部分にのみ放射線が照射されるように被写体上での
放射線照射野を限定し、該放射線照射野より大きな面積
の放射線センサで画像を得ることによって、ラインの左
端あるいは右端には、それぞれ右あるいは左の放射線源
からの情報のみが存在することになり、そのことを利用
して解析するという一種の境界条件を得ることが可能と
なる。

【００４１】もともと、本方式は、単純撮影等で予め疾
患の撮影位置の分かっている被写体の疾患部分の三次元
座標を求めることに大きな目的があるから、たとえば、
半切サイズの４分の１程度の面積に照射野を限定してお
く。その部分以外には放射線が照射されないように鉛板
など放射線を透過させない材料を配置しておくと、図１
０に示すように、画像処理左端面（図１０の上側）の最
大間隔Δ_max の範囲の画素には必ず一方のＸ線源からの
放射線照射による情報が現われ、もう一方のＸ線源から
の放射線照射による情報は存在しないから、解析にとっ
て非常に単純化されたものとなる。被写体右端に関して
はその逆である。照射野を限定することは本発明の必須
条件ではないが、このように照射野を限定することによ
り左端あるいは右端の一方側から順に解析していくこと
によって、解析が容易となり解析の信頼度も向上する。
被写体がセンサよりかなり小さい場合は、端面のΔ_max
の範囲の画像情報は隣りのΔ_max の範囲内に対となる画
像処理が必ず存在するので解析はさらに容易となる。ま
た、一画素の大きさが小さいほど深さ方向の解像度が向
上するが処理画素数が膨大になり、メモリ量が増えるだ
けでなく、計算時間も長くなるので、診断に必要な最小
限の画素数とすることは本発明を実施するために大きな
意味を持つ。

【００４２】さらに、本発明を達成するための基本的な
前提条件について続けて説明する。第４に、複数ライン
の画像処理を利用し、構造体の連続性および分岐を判別
することで、１ライン上では区別できなかった同じ画素
値が最大間隔Δ_max 内にいくつもある場合、および、一
つの画素に複数の微小構造体の投影が重なっている場合
の対画素の認識が可能となる。すなわち、ある１ライン
内で最大間隔Δ_max内にある同一画素値の２つ以上の画
素がライン間にわたる連続体（たとえば血管）を構成し
ているとき、別のラインでも同一画素値の２つ以上の画
素が最大間隔Δ_max 内にあるかどうかを調べていき、も
し、別のラインで同一画素値の２つ以上の画素が最大間
隔Δ_max 内に無くなれば、それは対となる画像情報では
ないことが解り、連続体を構成する同一画素値の画素
が、連続体が消滅するまで最大間隔Δ_max 内に存在すれ
ばそれらは対となる画像情報であると認識できる。例え
ば連続体が図１１に示すように延びている場合、（１）
のａとｂ，（３）のｂとｃ，（４）のａとｂはそれぞれ
対となる画像であり、（１）のｃはａ，ｂと比べ先に消
滅しているため、また（２）のｃはａ，ｂと交差してい
るため、また（３）のａは最大距離Δ_max より離れてい
るため、これらについてはそれぞれ別に対となる連続体
を探す必要がある。また連続体が図１２に示すように延
びている場合、図１１に示した意味における連続性と連
続体の画素値（図１２では線の太さで画素値を表わして
いる）とにより分岐が認識される。

【００４３】連続体あるいは分岐の認識は一般の画像処
理の手法（たとえば、森俊二、板倉子共著「画像認識の
基礎［１］および［２］」昭和６１年および平成２年
オーム社参照）を用いて容易に実行できる。ただし、こ
れらの一般の画像認識においては二次元空間における連
続体の認識方法が主に記載されているが、ここでは、二
次元面内の連続性の認識のほかに、対となる画素から三
次元位置（ｘ，ｙ，ｚ）を求め、各画素値成分ｐを計算
したあと、三次元位置（ｘ，ｙ，ｚ）と画素値成分ｐ
を、たとえば、（ｘ，ｙ，ｚ，ｐ）として記憶する。

【００４４】このように、連続性と画素値の変化の両者
を利用することで、１ライン上の最大間隔Δ_max 内に同
一画素値の画素が３つ以上存在してもほぼ完全に区別で
き、また、よりきめ細かい判別も可能となる。Ｘ線ＣＴ
の場合は原理的に角度方向の情報が多量に得られること
によって構造体の三次元座標と放射線吸収量あるいは係
数を求めることができるが、本方式では、原理的に面内
の情報が多量に得られることによって三次元座標と画素
値を求めることができる。

【００４５】次に上述した連続性の認識によっても決定
できなかった画素の取扱いについて説明する。第５に、
たとえば肺野部のＸ線画像は、肺野部内には多量の空気
が含まれるため、多量に空気を含む領域、即ち、血管も
骨もない領域に対する空気のない程度を表す画像である
と考えることができる。したがって、肺野部では１ライ
ン上の、あるいは数ライン上のある範囲内の中で実際に
は存在していても画像情報として現れない最も大きな画
素値を有する領域を、画素値のベースラインとしてとら
えることができることを意味する。逆に、縦隔部・心臓
部・横隔膜部は最も小さい値の画素値を画素値のベース
ラインとしてとらえることができる。第６に、ある画素
に２つ以上の構造体の重なりが投影され、その画素値が
複数の構造体の吸収量の和から形成される場合、その重
なりの数は限定できるものとする。たとえば肺野部の場
合、肋骨２、欠陥４、異常１の合計７以下であるとす
る。もちろん、７でなく５でも１０でもよいことは言う
までもないが、いずれかに定めておくことによって計算
がしやすくなる。このことは、画像情報として存在しな
い構造体は最初から存在しないとする第１の前提から生
ずる。したがって、同一の画素値が最大間隔Δ_max 以内
に存在しなくても、複数の画素値の和がその画素値に等
しいとき、重なりと見做すことができる。複数の画素値
の和を各画素値に分解するためにはその重なりの数の連
立方程式を解く必要があるが、重なりの数を予め限定す
ることにより、計算がしやすくなる。その重なりの数を
限定することは、本方式の必須条件ではなく、無限数の
重なりを仮定し、対応策を準備しておいてもよいが、誤
差の範囲の画素値をも重なりと見做すことは解析に無用
の複雑さを与えることになる。

【００４６】第７に被写体に鉛粒のような放射線マーカ
を付着させておき、マーカの投影画像から、１枚画像方
式の場合は対となる画素が同一ラインに存在するかどう
かを、２枚画像方式の場合は対となる画素が対となるラ
インに存在するかどうかを調べ、２つのＸ線管球が放射
線センサの読み取りラインに平行に設置されていたかど
うかを知ることである。その結果、平行に設置し直すこ
とが可能となるだけでなく、Ｘ線管球の設置の再現性が
乏しいときは、対となるラインを新たに探すことができ
る。このことは本発明の必須条件ではないにしても、本
発明を実施する上で非常に重要な工夫であり、三次元画
像を計算する上で精度に大きな影響を与える。また、被
写体の最大厚みＺ_max の計測手段はいろいろ考えられる
が、該マーカを被写体の最大厚みの場所に付着させるこ
とで、マーカの投影画像からＺ_ma _x を求めることができ
る。

【００４７】以上の７つの前提あるいは仮定は放射線画
像を注意深く考察すれば必然的に成立する前提あるいは
仮定であり、本発明では少なくともそれらのいくつかを
利用して三次元画像を生成していく。また、前提として
挙げなかった多くの常識的な前提をも用いることは言う
までもない。例えば、（１）広く長く連続したほぼ同じ画素値の連続体（肋骨
など）が左右の放射線照射のどちらの情報なのか不明な
場合、単に連続体であると見做し、エッジを求めること
でその形状を認識する。

【００４８】（２）各画素値とベースライン画素値との
差、あるいは、被写体の画像情報の最大値と最小値とを
用いて規格化し、規格化の後の画素値を用いて計算す
る。（３）規格化に際し、画素値のヒストグラムを使う。（４）連続体の細線化を行う。（５）原画像上交差する連続体の画素は対にはならな
い。

【００４９】（６）画像処理の前処理として、あるい
は、処理と同時に、周囲の画素がほぼ同じ画素値であ
り、処理画素の画素値のみが特異的に異なる値を示すと
き、処理画素を平滑化処理する。（７）処理画素周辺の画素の画素値が小さく、すなわ
ち、放射線量が少く、このためＳ／Ｎが小さく、かつ、
周囲の画素がほぼ同じ画素値であり、処理画素およびそ
の処理画素と隣接する数画素の画素値のみが異なる値を
示すとき、処理画素を平滑化処理する。

【００５０】（８）三次元画像を生成した後表示する前
に空間周波数処理や階調処理を行う。等である。特に、画素値の規格化は演算の単純化に寄与
すること大であり、また、平滑化処理は本発明の実施に
当たってはほぼ必須条件であり、常識的な処理ではある
が、散乱Ｘ線、あるいは、量子ノイズの影響による演算
の不確定さの除去には必要である。平滑化を行うには、
周辺の画素の画素値を処理画素に代入する、あるいは、
メディアン値や平均値を代入するなど多くの手法があ
り、有効である。

【００５１】周囲と異なる画素値を有する処理画素の平
滑化処理において、特に放射線透過量の小さな画素領域
においては、放射線や計測系の量子ノイズが大きいた
め、処理画素が隣接する画素と連続性を持っていても、
連続性を示す画素数が、例えば１ないし５以下の場合は
連続性を示す画素の画素値をそれら以外の周囲の画素値
の平均値に置き換えること、あるいは平滑化することに
よって、無益な演算を避けることができる。その放射線
透過量の小さな画素領域としては、たとえば胸部画像の
場合、原画像の全画素もしくはその間引き画素の画素値
の頻度曲線における肺野部と縦隔部及び心臓部との境界
を示す谷部以下の画素値領域とするのがよい。

【００５２】

【実施例】以下、本発明の実施例について説明する。尚
本発明の実施に当たり、以下に示す画像処理はソフトウ
ェアを用いて実行してもよくハードウェア上で実行して
もよい。先ず輝尽蛍光体パネルを用いた実施例を示す。

【００５３】（画像取得用装置の説明）ＢａＢｒ₂ ：Ｅ
ｕ粉末をアクリル樹脂に分散させガラス板に塗布した厚
さ０．３ｍｍ、大きさ１４インチ×１７インチの輝尽蛍
光体板（イメージングプレート、以下「ＩＰ」と略記す
る）１５（図４参照）を放射線センサとし、７８０ｎｍ
のレーザビームを励起光として該ＩＰ１５上を、スキャ
ナ１０３としてポリゴンミラを用いて走査し、約３９５
ｎｍの発光光をファイバアレイ集光体１０６で集光し、
光電子増倍管１０８で電気信号に変換後、ログアンプ１
０９を経てからＡ／Ｄ変換器１００でディジタル信号と
し、構造ノイズ除去のための補正等の種々の補正を行っ
てからフレームメモリ１１に画像を一旦記憶した後磁気
ディスク等の記憶媒体１１２に記憶し、その後この記憶
媒体１１２から読出して画像処理部２５（図１，図２参
照）に入力し空間周波数処理および階調処理を行う。読
み取り画素数は１４インチ×１７インチの大きさに対し
て４０９６列×４９７４行（約２０メガ画素）であり、
一画素の大きさは８６．８μｍ角、最大の画素値は４０
９５（＝１２ビット）である。

【００５４】（Ｘ線管球の配置）奥行２００ｍｍのアク
リル製の箱を被写体として撮影部（ＩＰ設置部の筐体の
前）に置き、０．２ｍｍ角の鉛粒を３個適当に離れた位
置に粘着テープで箱の外側（最もＩＰから離れた位置）
に貼った。ＩＰ面から撮影部筐体外側までの距離は２０
ｍｍである。したがって、ＩＰ面から鉛粒までの距離は
Ｚ_max ＝２２０ｍｍである。

【００５５】ＩＰ面からＨ＝２０２０ｍｍ離れた位置に
Ｘ線管球を図５のように設置した。ただし、Ｘ線管球は
一台しかなかったので、Ｘ線管球をＩＰ面の高さ方向の
中心（読み取り行にして２４８７行目）の高さに配置
し、Ｘ線管球の位置を右の位置Ｒと左の位置Ｌの管球間
距離が４０ｍｍ、すなわち、ｃ＝２０ｍｍとなるように
順次配置して撮影を行った。したがって、（４）式によ
り対となり得る最大間隔Δ_max ≒４．９ｍｍであり、画
素数にして５７列である。また、対となり得る最小の間
隔Δ_min ≒０．４ｍｍである。管電圧１００ＫＶＰ、線
量１ｍＡｓの条件で左右から別々にＸ線を曝射し、読み
取ったそれぞれの画像を比較した結果、始めは鉛粒の画
像は２０行ほどずれており、対となり得る最大間隔Δ
_max も画素数にして５７±１０の範囲であったが、Ｘ線
管球の位置の調整を１０数回繰り返した結果、鉛粒の画
像が同一番号の行に３行にわたって存在し、３個の鉛粒
のΔ_ma _x も５７±１の範囲に再現性よく入るようになっ
た。尚以下では簡単のため画素数で表現した最大間隔Δ
_max ，最小間隔Δ_min も、それぞれΔ_max ，Δ_min と表
現することとする。

【００５６】（１枚画像方式の画像取得の方法の説明）
次に、実験室では人体を撮影できないため胸部人体ファ
ントム（京都科学製）を用いて画像を得た。このファン
トムは、その肺野部に血管が多数存在し、かつ、２ｍｍ
程度の細かい血管が肺野両端部近くまで埋め込まれたか
なり精細なものである。その寸法は、最大厚みが１８０
ｍｍ、腕を含む最大の幅は５７０ｍｍ、最大の胸幅が約
３８０ｍｍである。

【００５７】このファントムの背中に鉛粒を１つ付け、
背中がＸ線管球側になり、左肺の中心がＩＰのほぼ中心
に位置するように設置し、更に、鉛等量１．０ｍｍの性
腺防護具を縦隔部より少し右肺野が見える程度に右肺野
の一部を覆うように設置した。この配置でアクリル製箱
を撮影したときと同様に、ただし、照射Ｘ線量は３ｍＡ
ｓの条件で、左右から別々にＸ線を曝射し、２枚のＩＰ
それぞれに各画像を記録し、これら２枚の画像をそれぞ
れ読み取った。左側からＸ線を照射したときと、右側か
ら照射したときでは、ＩＰ面でのＸ線量の分布が異なる
ので、その補正を行った。尚、２つのＸ線管球を使用す
る場合は分布をほぼ同じに調整できるので補正は必要な
い。

【００５８】２枚の画像を比較し、鉛粒の像位置を確認
した結果、同一番号の行に３行にわたって存在し、それ
らの像の間隔、即ち最大間隔Δ_max は約６．７ｍｍ、列
数（画素数）にすると５２列であった。なお、ＩＰ面か
ら撮影部筺体までの距離は２０ｍｍであり、ＩＰ面から
Ｘ線管球までの距離は２０２０ｍｍでアクリル箱のとき
と変わらないので対となる画素が存在し得る最小間隔Δ
_min ＝０．４ｍｍ、列数（画素数）にして５列である。
したがって、この撮影条件では画素対となり得る列間隔
は５列以上５２列以内の範囲内にある。

【００５９】２枚の画像の対応する全ての各行列の画素
値をそれぞれ２で除したあと互いに加算し、すなわち、
２枚の画像を平均して１枚の画像とした。その結果、角
度を変えた２つの管球から同時に放射線を曝射して得ら
れる画像と等価な画像となった。生きている人体の場合
と異なり、ファントムは動かないのでこのようにして２
枚画像方式で得られる画像を合成して１枚画像方式に対
応する画像を得ることができる。なお、輝尽蛍光体の場
合、放射線を照射してから読み取るまでの経過時間によ
って輝尽蛍光の発光光量が異なるフェイディングという
現象があるので経時的な２ショットの撮影で１枚のＩＰ
の上に１枚の画像を直接得ることは対となる画素値が異
なる値を持つため好ましくない。

【００６０】（画素値の規格化の方法の説明）三次元画
像処理は、ワークステーション（ＳＵＮ４／３７０）を
用い、２枚のフレームメモリＡ，Ｂとディジタルシグナ
ルプロセッサ（ＤＳＰ、米国ＣＳＰＩ社のスーパーカー
ド）で行い、処理後の画像は磁気ディスクに記憶した。
構成を図１３に示す。

【００６１】上記のようにして得た４０９６列×４９７
４行の１枚の画像を５１２列×６２２行に間引き、図１
４に示すような画素値のヒストグラムを作った。図１４
に示したヒストグラムで、画素値の最も小さなピークは
性腺防護具の領域に帰属する。また、最も大きな画素値
のピークは素通し部の領域に帰属する。中間にある３峰
性のピークのうち、画素値の大きな部分（右側の部分）
は肺野部の領域に、小さな画素値のピーク（左側の部
分）は縦隔部及び横角膜部に、中央のピークは心臓部に
帰属する。すなわち、人体の画像情報は３峰性のピーク
を持つ中間の画素値の部分だけであり、この中間の画素
値部分、即ち図１４のＳ_min とＳ_max の間を０から５１
１までの８ビットの画素値に規格化した。Ｓ_min 以下の
画素値を持つ画素の画素値は全て０とし、Ｓ_max 以上の
画素値は全て５１１とした。ここで、右側２つのピーク
の間の谷部の画素値をＳ_v とする。

【００６２】（平滑化の方法の説明）磁気ディスク内の
画像をフレームメモリＡ（図１３参照）に転送したあ
と、４０９６列×４９７４行の画像から、まず、４０９
６列×３２行のデータをＤＳＰ内のメモリに転送し、順
に７列×７行のマトリックスを作り、その平均値Ｓ_m を
計算する。Ｓ_m とＳ_v を比較し、Ｓ_v ≧Ｓ_m のときは、
中央の処理画素と周囲の画素の画素値を比較して連続性
が１の全く孤立した画素であるときのみＳ_m と置換す
る。Ｓ_v ＜Ｓ_m のときは、５連続以下の連続性を持つ画
素、すなわち、連続性が５以下の孤立した画素値を持つ
画素についてＳ_m と置換した。ただし、連続性が５以下
であっても、マスクの端にかかる場合は置換は行わな
い。尚、ここでは、隣接する画素との連続性の評価は処
理画素の画素値と隣接する画素の画素値との差が±２以
内か否かにより行い、±２以内のときにそれらの画素の
間に連続性があるとした。

【００６３】次に１列ずらしたマスクを作り、隣の画素
について同様の処理をする。このようにして４行目の全
ての列について孤立性及び連続性を認識し終ったら、同
様に次の行について処理を行う。かくして、３０行まで
終わった段階で３１行から６２行までの画像を転送し、
同様に処理する。このようにして、４９７４行までの画
像を全て平滑化する。この処理では画像周縁の３行３列
の範囲の処理ができないが、実寸法でわずか０．３ｍｍ
の範囲であり、実質的には問題は生じない。

【００６４】尚、連続性が５であるケースは幾つかあ
り、例えば、図１５に示したようなものである。連続性
が５以下であることを平滑化の基準として採用するのが
よいか、もっと大きな画素数の連続、たとえば、連続性
が９あるいは１５を平滑化の基準として採用するのがよ
いかどうかはＸ線照射量などによって決まる画像のＳ／
Ｎによるが、この実施例ではその基準として５連続性５
以下を採用することで十分であった。

【００６５】この平滑化により、量子ノイズ等の孤立陰
影が少くなり、粒状性が飛躍的に向上し、かつ、後で述
べる連続性の認識の過程での複雑さを除くことができ
た。なお、この平滑化の過程は次に述べる連続性の認識
のときに同時に行ってもよい。（連続性の認識方法の説明）本実施例では、原画像の１
行内の対となる画素の判別と、原画像の複数行にわたる
二次元面内における連続性の認識とを同時に行った。こ
の連続性の認識のための処理は、本実施例では左肺野部
端面、即ち、図５のＩＰの上端から行った。このとき、
０列目からの何画素かの画像は素通し部の領域内である
から画素値は全て５１１である。また、４０９５列目近
傍の何画素かは性腺防護具の領域であるから画素値は全
て０である。画像の左右どちらから処理するかは画像を
左右反転させることでどちらでも可能であるが、本実施
例では、上記のように左肺側の画像の番地を小さい番地
として行った。肩上部から頚部までを除けば、人体の画
像情報が存在する列の範囲は５００列ないし１５００列
から約３８００列までであった。

【００６６】０行から３１行までの０列から４０９５列
までの画像を演算部のメモリに転送し、以下の演算を行
った。なお、原画像の画像位置と画素値をＳ（ｉ，ｊ）
と表現する。ここで、Ｓは画素値、ｉは行番号、ｊは列
番号であり、ＩＰ左上方隅の位置がｉ＝０、ｊ＝０であ
る。また、三次元位置と画素値成分を（Ｐ，ｘ，ｙ，
ｚ）と表現する。ここで、ｘは被写体横方向、ｙは縦方
向、ｚは厚み方向の位置であり、これらｘ，ｙ，ｚは実
寸法を画素寸法で除した画素数を表わす値として表現
し、原点は、ＩＰのｉ＝０、ｊ＝０の位置とする。

【００６７】（１）１行内列方向の連続性の認識ｊ＝０からｊ＝４０９５まで以下の計算を行う。 ΔＳ＝｜Ｓ（ｉ，ｊ）−Ｓ（ｉ，ｊ＋１）｜ ……（５） ΔＳ＞２なら、連続性なしとし、次番号のｊに進む。Δ
Ｓ≦２なら、連続性ありとし、連続性が途切れるまで次
番号以下のｊについて（６）式を計算する。

【００６８】 ΔＳ＝｜Ｓ（ｉ，ｊ）−Ｓ（ｉ，ｊ＋ｎ）｜ ……（６）連続する画素群は、その最初の画素と連続数（最後の画
素）を、｛Ｓ（ｉ，ｊ），Ｓ（ｉ，ｊ＋Ｎ）｝として記
憶した。ここで注意すべきは、平滑化後の画像では列方
向だけに注目しても全く連続していない孤立した画素は
ほとんどなかったことである。

【００６９】（２）複数行にわたる連続性の認識一行内列方向の画素値の変化は図１６に示すように画素
値が５０９ないし５１１の素通し領域と人体の画像情報
のある中央の領域（ｊ＝ｊｓｔ〜ｊｅｄの領域）と画素
値が０ないし２の性腺防護具の領域からなる。列方向の
連続性の認識により、素通し領域と性腺防護具の領域は
既に判別されているから、以下、人体の画像情報のある
中央の領域（ｊ＝ｊｓｔ〜ｊｅｄの領域）について演算
を行う。

【００７０】１つの連続する構造体のみの場合、図１７
に示すように単純な離散型の画素値の連続となる。した
がって、ｍがΔ_min とΔ_max の範囲内にあること、およ
び、画素値Ｓ（ｉ，Ｊ），Ｓ（ｉ，Ｊ＋ｍ）が誤差内で
同一であること、Ｓ（ｉ，ｊ＋ｎ）のｎとＳ（ｉ，ｊ＋
ｍ＋ｎ）のｎが誤差内で同一であることを確認すること
で対の画素群であることを判別できた。画素値の比較は
（５）式を用いた。確定された対の画素群については
（１）ないし（３）式を用いて三次元位置を求めた。た
だし、左右画素間隔Ｘ_L −Ｘ_R としてｍを用いた。

【００７１】しかし、図１８のようにΔ_min とΔ_max の
範囲内に同一のＳ、ｍ、ｎを示す構造体が３つ以上（図
１９では４つ）あり、しかも、これらが互いに対となる
複数の可能性のある場合は対となる「可能性」があるこ
とを記憶した。図１９は複数の構造体が重なった場合を
示す図であり、図２０はこの重なりを分解して示した図
である。複数の連続する構造体が重なっている図１９の
場合は、合成された１枚画像では、ｎが同一の対を見い
だすことのできる部分もあるが（ｃとｄ）、ほとんどの
部分では対を見いだすことができない。このような場合
はこの領域全体を対が「不明」であると記憶した。

【００７２】次の行についても同様の処理を行い、対と
確定できる連続の画素群、および、「可能性」「不明」
の画素群を記憶した。何れも前の行の記憶と照合し、確
定対に関してはｊがｊ±２以内で、ＳがＳ±２以内で一
致しているとき、三次元位置での連続性ありとした。こ
のようにして数行ないし数十行を進むと、「可能性」画
素群や「不明」画素群の近傍に単純な離散型の画素群が
存在するようになった。すなわち、図１８のような「可
能性」の場合、図１１（１），（２），（３）に示すよ
うに、対としての可能性のあった連続性が途切れたり
（図１１（１）ｃ）、Δ_min 内に入ったり（図１１
（２）ｃ）、あるいは、Δ_max の範囲から逸脱し（図１
１（３）ａ）、その結果対画素群のみが残される結果と
なる。

【００７３】（３）複数の対画素群が重なった場合の対
画素群の認識次に、これまで「不明」だったｉ−１行のｊ列近傍に戻
り、ｉ行での確定対［｛Ｓ（ｉ，ｊ），Ｓ（ｉ，ｊ＋ｎ）｝，｛Ｓ（ｉ，ｊ＋ｍ），Ｓ（ｉ，ｊ＋ｍ＋ｎ）｝］に連続する、［｛Ｓ（ｉ−１，ｊ±２），Ｓ（ｉ−１，ｊ＋ｎ±
２）｝，｛Ｓ（ｉ−１，ｊ＋ｍ±２），Ｓ（ｉ−１，ｊ＋ｍ＋ｎ
±２）｝］を連続する対の画素群とした。

【００７４】同様に、不明だったｉ−ｎ行についても連
続する対の画素群を確定させ、同時に「不明」だった他
の画素群の対判別も行い確定させた。同様に、重なった
画素群の場合も数十行ないし百数十行進むとｊ近傍に単
純な離散型の対画素群が現われた。しかし、この場合
は、ｉ−ｎ行に戻っても同一の画素値の画素は見出せな
い。この場合、すなわち、前の行のｊ近傍で同一の画素
値が存在しないとき、ｉ行での画素値をＳ、ｉ行のｊ近
傍でのベースの画素値をＳ_* とし、ΔＳ＝Ｓ−Ｓ_* をｉ
−１行のｊ近傍の画素値列から減じた。すなわち、図１
９の画素値列から例えば図２０（ｂ）の画素値列を減じ
ることで図２０（ａ）の画素値列を得ることができた。

【００７５】逆に、ｉ行で単純な離散型の対の連続性画
素値群が存在し、ｉ＋１行になって重なった画素値群が
出現したときは、ｉ行でのΔＳ＝Ｓ−Ｓ_* をｉ＋１行の
ｊ近傍の画素値列から減じることで容易に対の画素値群
を見出すことができた。２つの対画素群が重なった画素
群から対画素群に分解する以上の方法はいわば２元連立
方程式を解くことである。しかし、多数の対画素群が重
なっている場合はより複雑であり、以下、この場合の取
扱いについて説明する。

【００７６】ｉ行で単純な離散型の対の連続性画素値群
が存在し、ｉ＋１行になって重なった画素群が出現した
ときは、重なりは２つであり、解析は前述の通りであ
る。しかし、ｉ＋ｎ行になって更に重なった画素群が出
現することがあり、これは、たとえば、背中と胸の２つ
の肋骨が重なり、更に肺野の血管が重なった場合等であ
るが、この場合は、ｉ＋ｎ行の画素値からｉ行でのベー
ス画素値と対画素の画素値の差ΔＳ＝Ｓ−Ｓ_* を減じる
ことで欠陥の連続性を認識することができ、更にｉ＋ｎ
−１行のΔＳとｉ＋ｎ行の画素値群との差をとること
で、３つの連続画素値群の重なりを分解し、対となる画
素群を識別することができた。

【００７７】逆に、ｉ行で鎖骨と肋骨が重なっているこ
とによる重なる画素群が存在していて、ｉ＋１行でさら
に血管が重なり始めた場合は、周囲の鎖骨と肋骨の投影
画素の画素値をベース画素値とし、血管に対応する画素
の画素値とベース画素値とのて差分を求めることにより
血管の画素値を得ることができた。あるいは、ｉ＋１行
の重なった画素群の近傍を不明画素としておき、単純な
離散型の連続性対画素が出現してからベース画素値との
差ΔＳを演算することで３つの連続画素値群の重なりを
分解し、識別することもできた。すなわち、逐次的に３
元連立方程式を解くことで画素値成分に分解することが
できた。

【００７８】（三次元画像の記憶の方法）このようにし
て得られた三次元画像の深さ方向（ｚ方向）の空間分解
能は約２ｍｍであった。この分解能は、原画像の１画素
の大きさでほぼ決定され、１２８枚の断層画像としてて
磁気ディスクに記憶させた。ただし、同一の画素値が連
続する場合が多いので、ある断層画像のｘ＋ｍ行上で、
座標ｙ＋ｎ〜ｙ＋ｎ＋ｑの間が全て画素値ｐを有する場
合に、｛ｐ，（ｘ＋ｍ，ｙ＋ｎ），（ｘ＋ｍ，ｙ＋ｎ＋
ｑ）｝、および、ある断層画像上で座標（ｘ＋ｍ，ｙ＋ｎ）〜
（ｘ＋ｍ＋ｒ，ｙ＋ｎ＋ｑ）の矩形領域内が全て同じ画
素値ｐを有する場合は、｛ｐ，（ｘ＋ｍ，ｙ＋ｎ），（ｘ＋ｍ＋ｒ，ｙ＋ｎ＋
ｑ）｝の形に圧縮して記憶させた。このようにすることによ
り、原画像よりも少ないデータ量で記憶することができ
た。たとえば、体外に相当する３８枚の画像は１枚当た
り１つのデータ、すなわち、深さ方向ｚの断層画像の番
号（ｚ番号）と、｛５１１，（０，０），（４０９５，
４９７３）｝で記憶できた。

【００７９】（断層画像の表示）磁気ディスクには断層
画像として記憶させてあるので、ｚ番号の指定で該当す
る画像をＣＲＴのメモリに転送するだけで表示可能であ
った。フレームメモリに転送し、空間周波数処理してか
らＣＲＴに表示したり、レーザープリンタに転送して銀
塩フィルムにハードコピーすることも可能である。これ
ら表示系への転送は他の画像表示の場合と共通である。

【００８０】（立体視画像の表示）立体視する両眼の位
置、および、画像の原点（両眼の位置の中心から見たい
画像情報の中心を通った最も後方の点）の指定により、
公知の技術により各片眼から見た左右２枚の投影画像を
構築した。（画像情報の消去画像の表示）立体視画像を構築し、Ｃ
ＲＴに左右２枚の画像を表示して立体視しながら２つの
カーソルで消去したい部分を指定することにより指定し
た部分に連続する画素値成分を消去し、残された画素値
成分の投影画像を構築した。この方法は煩雑であり、改
良の余地があるが、煩雑さを厭わなければ実施可能であ
る。

【００８１】（骨稜の画素値成分の表示）上記と同様に
立体視画像を構築し、ＣＲＴに左右２枚の画像を表示し
て、立体視しながら２つのカーソルで骨稜を指定し、指
定された画素値成分を表示した。１カ所では精度が出な
いので、少なくとも１０か所以上を指定し、それら１０
か所以上の各指定位置の画素値成分の一覧表、それらの
画素値成分の平均値、例えば健康の人の場合の標準値、
およびその標準値との差を示した。

【００８２】次に銀塩フィルム上に記録された放射線画
像を利用する実施例について説明する。放射線画像を得
るために輝尽蛍光体を用いた場合と銀塩フィルムを用い
た場合とで、本発明には本質的な差異はなく、したがっ
て以下に述べる銀塩フィルムを利用した実施例について
はその概略のみ説明することとする。図２１に画像処理
の流れを示す。図２１のステップ１０１では被写体に対
して角度を変えて例えば同時に２方向から放射線を照射
して得られた１枚の二次元放射線画像をディジタイザ
（図１参照）で読み取ることによりこの二次元放射線が
像を表わす二次元画素データ得、この二次元画素データ
が記憶される。次にステップ１０２において、この二次
元画素データに基づいて各体積画素（ボクセル）の画素
値成分（放射線吸収量に比例した値、あるいは透過量に
比例した量）が求められ、ステップ１０３ではその結果
が記憶される。次にその三次元画像が表示画像へ変換さ
れる。即ち、三次元画像から２方向から独立に放射線を
照射した場合に得られるはずの２枚の画像を得たり、任
意の角度から見た断層画像を構築したり、被写体の一部
を除いた投影画像を構築したりする。このようにして求
めた表示用の画像が一旦記憶され（ステップ１０５）、
その後記憶された表示用の画像がＣＲＴに表示される
（ステップ１０６）、２枚の立体視用画像を表示する場
合は、２枚のＣＲＴ画像を立体視用画像ビュアを用いて
観察したり、あるいは、左右画像の繰り返し表示に同期
させて変化する液晶眼鏡を使用して観察したり、あるい
は、２色のカラー表示画像をフィルタ付眼鏡を使用して
観察することにより立体視することができ、三次元位置
を知りたい部分を２つのカーソルで指示することで深さ
を表示することも可能である。また、ＣＲＴで観察した
あと、必要なときはフィルムプリンタに画像を送り、プ
リント、現像してハードコピーを得ることも可能であ
る。

【００８３】さらに、三次元画像を求めたあと、１枚の
画像ないし２枚の左右画像をＣＲＴに表示し、鎖骨、肋
骨等の骨陵にカーソルを当てることでその部分の骨の画
素値を表示し、この画素値より骨密度の指標を得ること
ができる。Ｘ線ＣＴの場合は骨陵の密度を測定する程の
分解能はないが、本発明で用いる単純撮影では特に体側
部であっても十分に骨陵を表示できるだけの分解能があ
り、骨密度測定が可能となる。骨密度測定に当たって
は、ＣＲＴ上で、たとえば、１０箇所を指定し、その平
均値で評価する等の方法がある。

【００８４】次に、三次元画像を生成する際に行なわれ
る、被写体の厚さ方向の画素値成分に分解するプロセス
について、以下、まず、１枚画像方式について一実施例
を用いて説明する。（１）臥位型撮影台上に仰向けに横たわる被写体の胸の
上に被写体にぶつからないように、幅７インチ、長さ
８．５インチの窓をもつ鉛板を被せ、２つの放射線源を
被写体から約１ｍ離して設置し、被写体の下部に、あと
でディジタイザで読み取る時のライン（行）と平行に設
置した銀塩フィルム入りカセッテを設置し、このカセッ
テに２つの放射線源から同時に放射線を照射し、フィル
ムを現像して１枚の胸部画像を得る。

【００８５】（２）このフィルムからディジタイザを用
いて画像（５１２列×５１２行×８ビット）を読み取
り、フレームメモリもしくは磁気ディスク等に記憶して
おく。（３）記憶された画素データを読出して画素データの最
低値が０、最高値が５１１となうように画素値を規格化
するとともに、画素値のヒストグラムに基づいて、肺野
部、心臓部等の各領域に分ける。

【００８６】（４）０〜３１行の画像（５１２列×３２
行×８ビット）を演算器のメモリ部に入力する。ただ
し、最大間隔Δ_max ＝１６画素とする。（５）３２×３２のマトリックスを作る。各画素につい
てΔ_max ＝１６画素内に対となる画素があるかないかを
判別していくが、各ライン（行）内において０列目〜１
５列目の画素に関しては１６列目〜３１列目の画素のい
ずれと対になるか否かを判別していき、対にならなけれ
ば０列目〜１５列目に関してはその画素値は０に変更す
る。なぜならば０列目〜１５列目の１６列は、左側の放
射線源から照射された放射線は鉛板に遮られ、右側の放
射線源から照射された放射線のみにより形成された画像
領域だからである。４９６列目〜５１１列目の１６列に
ついても同様である。対となる可能性はあるが、対かど
うか不明な画素は、画素値はそのままとし、対となる
「可能性」があることを記憶しておく。対と確認された
画素は（１）〜（３）式を用い、三次元位置を計算す
る。

【００８７】また、処理画素に対し１５列〜−１６列の
範囲の画素群の各要素値のうち最低値もしくは最高値ベ
ース画素値として記憶する。ベース画素値に最低値を選
ぶか最大値を選ぶかは画像上の各領域による。例えば肺
野部では最大値，心臓部，縦隔部，腹部では最低値が選
ばれる。（６）１５行目までの処理が終了すると以下順次１６行
目〜３２行目，３３行目〜……のデータを入力し、同様
に処理する。ある行で対と認識できた画素の、行方向に
連続した画素の認識は容易である。連続性は示してはい
たが対であるとは認識できなかった対の「可能性」の画
素が最大間隔Δ_max 以上に離れた場合はこれまで記憶し
ておいた「可能性」を消去する。Δ_max 以内だが対であ
るという認識不能の画素はその「可能性」を記憶する。
連続性を持っていた画素対が同時に途切れたとき対と見
做し、これまでの全ての関連する画素を対と認識し、記
憶するとともに、他の画素との対の可能性を消す。

【００８８】（７）以下、５１１列まで演算を繰り返
し、対と認識できなかった画素について、５１２×５１
２×８ビットのデータを作り直す。このデータは既に対
であると認識できている画素について、その画素値とし
てベース画素値を入れることにより作られる。その後ベ
ース画素値以外の画素値を持つ最大間隔Δ_max 内の画素
について１０元以下の連立方程式を解き、それぞれの対
の画素を決定する。

【００８９】（８）最後に、ベース画素の画素値どうし
を比較し、最大値、あるいは、最小値からのずれが大き
く、かつ連続性のある画素については連続体として認識
する。（９）深さ方向は１２８面の断層面に区分けし、それぞ
れの面毎に記憶する。このとき、約３２メガバイトのメ
モリが必要となるが、画素値のほとんどはベース画素値
であるので可逆圧縮してから磁気ディスク、フレームメ
モリ等に記憶する。

【００９０】次に、２枚画像方式について一実施例を用
いて説明する。（１）臥位型撮影台上に仰向けに横たわる被写体の胸の
上に被写体にぶつからないように、幅７インチ、長さ
８．５インチの窓をもつ鉛板を被せ、あとでディジタイ
ザで読み取る時のライン（行）と平行に設置したフィル
ムと２つの放射線源を被写体から約１ｍ離して設置し、
撮影台下部に１秒以内にカセッテを交換できるフィルム
チェンジャーを設置しておく。心電同期を取り心臓拡張
期に１つの放射線源から放射線を照射し、次に撮影済み
のフィルムを保管部に送ると同時に新しいフィルムを撮
影部に送り、もう１つの放射線源で放射線を照射する。
これらの２枚のフィルムを現像して２枚の胸部画像を得
る。

【００９１】（２）このフィルムからディジタイザを用
いて２つの画像（５１２列×５１２行×８ビット）を読
み取り、フレームメモリもしくは磁気ディスク等に記憶
しておく。（３）左画像（左側の放射線源を照射して得た画像）と
右画像からそれぞれ０〜３１行の画像を演算器のメモリ
部に入力（但し、最大間隔Δ_max ＝１６画素の場合）す
る。

【００９２】（４）左画像と右画像のそれぞれの３２×
３２のマトリックスを作る。このとき、左画像の０列〜
１５列の画素の画素値は０（散乱Ｘ線の影響による画素
値が存在するが０とする）である。右画像の０列〜１５
列と左画像の１６列〜３１列を比較し、対となる画素を
探す。このとき、右画像の０列が左画像の１６列と対に
ならなければ右画像の０列の画素値は０に変更する。以
下、順に認識していく。対かどうか不明な画素は対とな
る可能性のある画素を記憶しておく。なお、２枚画像方
式は同時１枚画像方式の場合に比べ、左右からの放射線
による線の重なりがないため、対の画素を見出す確率は
非常に高い。

【００９３】先ず各行内で同一画素値を有する画素を見
出し、次に複数行に跨って連続性を認識して対として記
憶する。これら対と確認された画素は（１）〜（３）式
を用い、三次元位置を計算する。行列ともに連続する画
素の画素値が３２×３２のマトリックス内で最低値また
は最高値の場合はベース画素として記憶する。（５）次に１６行目のデータを入れ、同様に処理する。
前回対と認識できた画素に連続した画素値の画素の認識
は容易である。連続性を示してはいたが対であると認識
できなかった対の画素が最大間隔Δ_max 以上に離れた場
合はこれまで記憶しておいた「可能性」を消す。最大間
隔Δ_max 以内だが認識不能の画素は「可能性」として記
憶する。連続性を持っていた画素が同時に途切れたとき
対と見做し、これまでの全ての関連する画素を対と認識
し記憶するとともに、それらの画素の他の画素との対の
可能性を消去する。

【００９４】（６）以下、５１１列まで演算を繰り返
し、全く対と認識できなかった画素について、５１２×
５１２×８ビットのデータを作り直す。このデータは既
に認識できている画素については画素値としてベース画
素値を入れることにより作成される。ベース画素値以外
の画素値を持つΔ_max 内の画素について７元以下の連立
方程式を解き、それぞれの対の画素を決定する。

【００９５】（７）最後に、ベース画素の画素値どうし
を比較し、最大値、あるいは、最小値からのずれが大き
い画素については連続体とする。（８）深さ方向は１２８面の断層面に区分けし、それぞ
れの面毎に記憶する。このとき、約３２メガバイトのメ
モリが必要となるが、画素値のほとんどはベースの画素
値を有するので可逆圧縮してから磁気ディスク、フレー
ムメモリ等に記憶する。

【００９６】以上説明したように、本実施例ではエピポ
ーラ線と平行な画像ラインの画面像を得、Δ_max 、ベー
ス画素値、投影画像の連続性の認識などの概念を先ず適
用し、ほとんどの画素について三次元位置を確定してか
ら不明の画素についてのみ連立方程式を解くためかなり
演算時間を短縮できる。本発明で示した７つの前提ある
いは仮定、あるいは当然の前提を利用した別の演算方法
も当然考えられ、それらは全て本発明の範囲内にある。
また、ファジィとかニューロモデルを用いて解析するこ
とも可能である。

【００９７】かくして、２つの放射線源からの同時ない
し順次照射による１枚の画像から、あるいは時間をおい
て２回照射して得た２枚の画像から、被写体内の構造体
の深さ方向の各画素値に分解したあとは、それらの情報
を用いて種々の三次元画像として表示することができ、
また、各放射線源から投影された角度と放射線センサの
位置から同一直線上にある深さ方向の画素値成分の和を
取ることにより１枚画像方式で得た画像から２方向から
独立に放射線を照射して得られるはずの２枚の画像を得
ることもできる。あるいは、同一の（ｘ，ｙ）位置の深
さｚ方向の画素値成分の和を取ることで、一般の放射線
画像と異なり、拡大のない画像を容易に得ることもでき
る。

【００９８】また、手術が必要な患者の立体画像を表示
すれば、手術前に術式を検討するときの補助手段となる
ことは明らかである。あるいは、その情報をＸ線ＣＴと
かＭＲＩの情報などと組合せ、より正確な診断情報とし
て活用することもできる。上記各実施例では、胸部画像
について説明してきたが、本発明は、頭部、腹部、四肢
など部位に限定せずに適用可能であり、あるいは、人体
でなくとも適用できることは当然である。

【００９９】

【発明の効果】以上説明した通り、本発明によれば、動
きを伴う被写体からアーチファクトの少ない三次元画像
を生成でき、その結果を利用して、立体視画像として表
示したり、断層画像として表示したり、あるいは、骨密
度を求めたり、被写体の一部のみを立体視画像あるいは
投影画像として表示したりすることができるので、たと
えば、医療用の目的を考えたとき、疾患の正確な位置が
解るだけでなく、周囲の状況も把握でき、一般診療用と
してだけでなく、手術前に術式の検討をしたり、治療計
画にも利用でき、各分野に多大なメリットを与えること
ができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】フィルムディジタイザの構成例を示した図であ
る。

【図２】輝尽蛍光体パネルを用いたシステムの一構成例
を示した図である。

【図３】輝尽蛍光体パネルを用いた他のシステム構成例
を示した図である。

【図４】図２、図３にブロックで示す読取部の構成例を
示した図である。

【図５】撮影系の座標の模式図である。

【図６】１枚画像方式におけるあるライン上の画素値列
の模式図である。

【図７】２枚画像方式におけるあるライン上の画素値列
の模式図である。

【図８】撮影系の座標の模式図である。

【図９】撮影系の座標における最大間隔Δ_max の説明図
である。

【図１０】撮影系の座標における放射線遮蔽物の設置と
Δ_max との関係を示した図である。

【図１１】対となる画素の連続性を示す模式図である。

【図１２】対となる画素の連続性を示す模式図である。

【図１３】画像処理装置の構成例を示した図である。

【図１４】ヒストグラムの例を示した図である。

【図１５】連続性が５の場合の例を示した図である。

【図１６】一行内列方向の画素値の変化を示す模式図で
ある。

【図１７】単純に離散する連続体の対の例を示す模式図
である。

【図１８】離散する複数の連続体の例を示す模式図であ
る。

【図１９】重なった連続体の例を示す模式図である。

【図２０】図１９を構成する連続体を分離して示した図
である。

【図２１】画像処理プロセスを示した図である。

【符号の説明】

３レーザ走査系５受光素子アレイ１０撮影機１２被写体１５輝尽蛍光体パネル２０読取機２３読取部２５画像処理部２７画像表示部２９消去部１０２レーザビーム１０６集光体１０８光電子増倍管１１０Ａ／Ｄ変換器

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被写体に向けて互いに異なる複数の照射
位置それぞれから放射線を照射することにより、該被写
体を透過した放射線が担持する該被写体の二次元放射線
画像を少なくとも一枚得、該二次元放射線画像上を所定
の副走査方向に順次移動しながら該副走査方向と交わる
主走査方向に繰り返し走査することにより該二次元放射
線画像上の各点の画素値を表わす各二次元画素データを
得、これらの二次元画素データに基づいて前記被写体内
部の三次元的な各点に対応する各画素値を表わす三次元
画素データを求めることを特徴とする放射線三次元画像
の生成方法。
【請求項２】前記二次元放射線画像が、被写体に向け
て互いに異なる複数の照射位置それぞれから放射線を同
時に照射することにより得られた１枚の二次元放射線画
像であることを特徴とする請求項１記載の放射線三次元
画像の生成方法。
【請求項３】前記二次元放射線画像が、被写体に向け
て互いに異なる複数の照射位置それぞれから放射線を順
次に照射することにより得られた１枚の二次元放射線画
像であることを特徴とする請求項１記載の放射線三次元
画像の生成方法。
【請求項４】前記二次元放射線画像が、被写体に向け
て互いに異なる複数の照射位置それぞれから順次に放射
線を照射し各照射位置からの放射線の照射それぞれによ
り得られた複数枚の二次元放射線画像であることを特徴
とする請求項１記載の放射線三次元画像の生成方法。
【請求項５】前記被写体の、前記三次元画素データを
所望する部分以外の部分を放射線遮蔽物で覆った状態で
該被写体に放射線を照射することを特徴とする請求項１
記載の放射線三次元画像の生成方法。
【請求項６】前記複数の照射位置どうしを結ぶ直線が
前記二次元放射線画像上の前記主走査方向及び前記副走
査方向のうちいずれか一方と対応した方向に延びるよう
に前記複数の照射位置を設定することを特徴とする請求
項１記載の放射線三次元画像の生成方法。
【請求項７】前記被写体にマーカを付した状態で該被
写体に放射線を照射し、前記二次元放射線画像上に得れ
らた前記マーカの複数の像を認識し、これら複数の像を
結ぶ直線と前記主走査方向および前記副走査方向のうち
のいずれか一方とのなす角度を求めることを特徴とする
請求項１記載の放射線三次元画像の生成方法。
【請求項８】前記複数の照射位置から照射し前記被写
体内部の一点を透過した放射線により前記二次元放射線
画像上に形成される複数点の最大間隔Δ_maxを設定し、
該最大間隔Δ_max 以内に前記被写体内部の各一点に対応
する前記二次元放射線画像上の各複数点を求め、該各複
数点の各二次元画素データに基づいて前記三次元画素デ
ータを求めることを特徴とする請求項１記載の放射線三
次元画像の生成方法。
【請求項９】前記被写体の放射線照射側の表面にマー
カを付した状態で該被写体に放射線を照射し、前記二次
元放射線画像上に得られた前記マーカの複数の像を認識
し、これら複数の像どうしの間隔に基づいて前記最大間
隔Δ_max を設定することを特徴とする請求項８記載の放
射線三次元画像の生成方法。
【請求項１０】前記最大間隔Δ_max 以内に存在する、
所定の誤差を許容した同一の画素値を有する複数の点
を、前記被写体内の所定点に対応する複数点の候補と
し、これらの候補の、前記二次元放射線画像上の連続性
を認識することにより、前記所定点に対応する前記複数
点を見出すことを特徴とする請求項８記載の放射線三次
元画像の生成方法。
【請求項１１】前記二次元放射線画像上の各画素の周
囲の所定領域内にある複数の画素の画素値の代表値を該
各画素の各ベース画素値とし、該各画素の画素値とベー
ス画素値との差分に基づいて前記連続性を認識すること
を特徴とする請求項１０記載の放射線三次元画像の生成
方法。
【請求項１２】前記被写体内部の各点に対応する前記
二次元放射線画像上の各複数点を求めるにあたり、前記
二次元画素データに基づいて前記二次元放射線画像に平
滑化処理を施すことを特徴とする請求項８記載の放射線
三次元画像の生成方法。
【請求項１３】前記平滑化処理が、前記二次元放射線
画像上の各領域毎に異なる平滑化処理であることを特徴
とする請求項１記載の放射線三次元画像の生成方法。
【請求項１４】前記三次元画素データに基づいて前記
被写体の所望の断層画像を生成して表示することを特徴
とする請求項１記載の放射線三次元画像の生成方法。
【請求項１５】前記三次元画素データに基づいて前記
被写体を所望方向に投影した画像を生成して表示するこ
とを特徴とする請求項１記載の放射線三次元画像の生成
方法。
【請求項１６】前記被写体が生体である場合において
前記三次元画素データに基づいて前記被写体の骨部の少
なくとも一部が除去され所望方向に投影された画像を生
成して表示することを特徴とする請求項１記載の放射線
三次元画像の生成方法。
【請求項１７】前記被写体が生体である場合において
前記三次元画素データに基づいて前記被写体の骨部の画
素値を求めて表示することを特徴とする請求項１記載の
放射線三次元画像の生成方法。
【請求項１８】前記三次元画素データに基づいて視差
に対応する角度だけ互いに異なる方向に投影された複数
枚の二次元放射線画像を生成して表示することを特徴と
する請求項１記載の放射線三次元画像の生成方法。
【請求項１９】銀塩フィルムおよび輝尽蛍光体のうち
のいずれか一方を、前記二次元放射線画像を得るための
放射線センサとして用いることを特徴とする請求項１記
載の放射線三次元画像の生成方法。