圖像處理方法、圖像處理裝置、醫用圖像診斷支援系統以及時間軸方向濾波方法
2023-10-23 09:35:22 2
專利名稱：圖像處理方法、圖像處理裝置、醫用圖像診斷支援系統以及時間軸方向濾波方法
技術領域：
本發明涉及一種圖像處理方法、圖像處理裝置、醫用圖像診斷支援系統以及時間軸方向濾波方法，特別涉及一種為了根據以X線CT(computedtomography)裝置、MRI(magnetic resonance imaging)裝置、以及US(ultrasound)攝影裝置為代表的醫用圖像攝影裝置所取得的圖像數據，進行特定的顯示，能夠將圖像數據中所包含的像素抽出或重排列的圖像處理方法、圖像處理裝置、醫用圖像診斷支援系統以及時間軸方向濾波方法。
背景技術：
使用造影劑的血管攝影，通過X線CT裝置、MRI裝置、US裝置等進行。
通過X線CT裝置進行使用造影劑的血管攝影，被稱作CTA(computedtomography angiography)，通過MRI裝置進行使用造影劑的血管攝影，被稱作MRA(magnetic resonance imaging angiography)。
專利文獻1作為其應用，公開了通過造影圖像顯示來進行造影劑流入的歷時顯示的造影圖像顯示方法。該方法中，為了只抽出造影血管，使用DigitalSubtraction Angiography(以下稱作「DSA」)方法。該DSA，是拍攝造影前與造影后的圖像來顯示差分的方法。專利文獻1中所公開的造影圖像顯示方法，每給定的時間用DSA求出通過某個剖面的造影劑像，將這些造影劑像歷時排列起來，顯示出該剖面中的造影劑像的時間推移。由於造影劑像表示造影劑的量，因此能夠得到該剖面中的造影劑量的時間推移。
但是，這樣的造影圖像顯示方法，雖然能夠確認剖面中的造影劑的量，但無法顯示被造影的血管等空間性三維圖像。
專利文獻1特開平11-137552號公報發明內容本發明所要解決的問題是，根據沿著時間序列拍攝到的圖像數據顯示出所期望的圖像，例如將被造影的血管的全體像作為空間三維圖像顯示出來。
另外，提供一種造影劑的量與以往相比不變，不會產生因攝影時刻或攝影位置的誤差或造影劑的血管內的濃度值所引起的不均勻的斑點的、造影血管的顯示圖像，防止因攝影的重複所引起的被檢物的被曝光量的增大。
再有，在抽出特定區域的情況下，能夠縮短運算所需要的時間，且消除操作者的個人差別所引起的區域抽出精度的偏差。
本發明所涉及的圖像處理方法，包括輸入工序，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；時間軸方向抽出工序，其對上述圖像數據中所包含的各個像素，對每個像素坐標位置，從上述時間序列排列的所有像素中時間軸方向抽出符合給定條件的像素；以及構成工序，其根據由上述時間軸方向抽出工序所時間軸方向抽出的像素，構成二維或三維圖像。
本發明中的「二維或三維圖像」，是指位置坐標使用兩坐標或三坐標來表示的圖像。
另外，本發明中的「二維圖像」中，除了拍攝特定剖面所得到的剖面像之外，還包括將拍攝被檢體所得到的三維圖像數據投影后得到的二維投影圖像。
另外，本發明中的「將像素抽出」是指，抽出用來確定給定時間內的某個時刻中的像素的數據，包括對每個像素坐標位置從時間序列排列的所有像素中，為了確定某個時刻中的像素而抽出像素坐標位置以及時間坐標，或只抽出指定某個時刻的數據，或時間軸方向抽出對應某個時刻中的像素的像素值。
另外，本發明所涉及的「時間軸方向濾波」指的是，對時間序列排列的圖像數據或像素，進行用來在時間軸方向上產生給定的作用的處理，例如時間軸方向抽出，從時間序列排列的圖像數據中，抽出時間軸方向滿足最大值、最小值等給定條件的像素；以及時間軸方向加權，對時間序列排列的圖像數據，在時間軸方向上進行加權。時間軸方向加權中，例如擴大進行拍攝的給定時間中、於中央時刻附近所拍攝的圖像數據的權重，或縮小攝影開始時刻以及攝影結束時刻所拍攝的圖像數據的權重。
另外，本發明所涉及的圖像處理方法，包括輸入工序，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被注入造影劑的被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；圖像重構成工序，其根據上述圖像數據重構成時間序列排列的三維圖像；時間軸方向抽出工序，其對構成上述時間序列排列的三維圖像的各個像素，對每個像素坐標位置，從上述時間序列排列的所有像素中，時間軸方向抽出上述造影劑所引起的造影像最鮮明的最大值像素、與沒有殘留或幾乎沒有殘留上述造影劑的最小值像素；構成工序，其根據上述最大值像素構成造影劑所引起的造影像最鮮明的二維或三維圖像，根據上述最小值像素構成沒有殘留或幾乎沒有殘留上述造影劑的二維或三維圖像；差分運算工序，其對上述造影劑所引起的造影像最鮮明的二維或三維圖像、與沒有殘留或幾乎沒有殘留上述造影劑的二維或三維圖像進行差分運算；以及，差分圖像生成工序，其根據上述差分運算的結果，生成差分圖像。
另外，本發明所涉及的圖像處理方法，包括輸入工序，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；時間軸方向濾波工序，其對上述圖像數據中所包含的各個像素，在每個像素坐標位置對上述時間序列排列的所有像素進行時間軸方向濾波處理，並沿上述時間序列進行給定的時間軸方向加權；以及，構成工序，其根據由上述時間軸方向濾波工序實施過時間軸方向濾波處理的上述圖像數據，構成二維或三維圖像。
另外，本發明所涉及的圖像處理方法，包括輸入工序，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；計算工序，其計算出上述給定時間內的第1時刻中的上述圖像數據中所包含的各個像素的像素值、與上述給定時間內的第2時刻中的上述圖像數據中所包含的各個像素的像素值的變化量；對上述變化量為給定值以下的區域中所包含的各個像素，對每個像素坐標位置計算出從上述第1時刻到上述第2時刻的像素值的平均值的工序；以及，生成加工圖像的工序，該加工圖像的上述變化量為給定值以下的區域中所包含的各個像素的像素值為上述平均值，且上述變化量大於給定值的區域中所包含的各個像素的像素值為上述圖像數據的像素值。
另外，本發明所涉及的圖像處理裝置，具有輸入機構，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；時間軸方向抽出機構，其對上述圖像數據中所包含的各個像素，對每個像素坐標位置，從上述時間序列排列的所有像素中時間軸方向抽出符合給定條件的像素；以及，構成機構，其根據由上述時間軸方向抽出機構所時間軸方向抽出的像素，構成二維或三維圖像。
另外，本發明所涉及的圖像處理裝置，具有輸入機構，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被注入造影劑的被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；圖像重構成機構，其根據上述圖像數據重構成時間序列排列的三維圖像；時間軸方向抽出機構，其對構成上述時間序列排列的三維圖像的各個像素，對每個像素坐標位置，從上述時間序列排列的所有像素中，時間軸方向抽出上述造影劑所引起的造影像最鮮明的最大值像素、與沒有殘留或幾乎沒有殘留上述造影劑的最小值像素；構成機構，其根據上述最大值像素構成造影劑所引起的造影像最鮮明的二維或三維圖像，根據上述最小值像素構成沒有殘留或幾乎沒有殘留上述造影劑的二維或三維圖像；差分運算機構，其對上述造影劑所引起的造影像最鮮明的二維或三維圖像、與沒有殘留或幾乎沒有殘留上述造影劑的二維或三維圖像進行差分運算；以及，差分圖像生成機構，其根據上述差分運算的結果，生成差分圖像。
另外，本發明所涉及的圖像處理裝置，具備輸入機構，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；時間軸方向濾波機構，其對上述圖像數據中所包含的各個像素，在每個像素坐標位置對上述時間序列排列的所有像素進行時間軸方向濾波處理，並沿上述時間序列進行給定的時間軸方向加權；以及，構成機構，其根據由上述時間軸方向濾波機構實施過時間軸方向濾波處理的上述圖像數據，構成二維或三維圖像。
另外，本發明所涉及的圖像處理裝置，具備輸入機構，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；計算機構，其計算出上述給定時間內的第1時刻中的上述圖像數據中所包含的各個像素的像素值、與上述給定時間內的第2時刻中的上述圖像數據中所包含的各個像素的像素值的變化量；對上述變化量為給定值以下的區域中所包含的各個像素，對每個像素坐標位置計算出從上述第1時刻到上述第2時刻的像素值的平均值的機構；以及，生成加工圖像的機構，該加工圖像的上述變化量為給定值以下的區域中所包含的各個像素的像素值為上述平均值，且上述變化量大於給定值的區域中所包含的各個像素的像素值為上述圖像數據的像素值。
另外，本發明所涉及的醫用圖像診斷支援系統，其中具備醫用圖像攝影裝置，其通過在給定時間內拍攝被檢體，得到時間序列排列的圖像數據；運算裝置，根據上述圖像數據構成二維或三維圖像；以及，顯示裝置，顯示出上述運算裝置所生成的圖像，上述運算裝置，具有輸入機構，輸入上述時間序列排列的圖像數據；時間軸方向抽出機構，其對上述圖像數據中所包含的各個像素，對每個像素坐標位置，從上述時間序列排列的所有像素中時間軸方向抽出符合給定條件的像素；以及，構成機構，其根據由上述時間軸方向抽出機構所時間軸方向抽出的像素，構成二維或三維圖像，上述顯示裝置，顯示出上述構成機構所構成的二維或三維圖像。
另外，本發明所涉及的醫用圖像診斷支援系統，其中具備醫用圖像攝影裝置，其通過在給定時間內拍攝被檢體，得到時間序列排列的圖像數據；運算裝置，根據上述圖像數據構成二維或三維圖像；以及，顯示裝置，顯示出上述運算裝置所生成的圖像，上述運算裝置具有輸入機構，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被注入造影劑的被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；圖像重構成機構，其根據上述圖像數據重構成時間序列排列的三維圖像；時間軸方向抽出機構，其對構成上述時間序列排列的三維圖像的各個像素，對每個像素坐標位置，從上述時間序列排列的所有像素中，時間軸方向抽出上述造影劑所引起的造影像最鮮明的最大值像素、與沒有殘留或幾乎沒有殘留上述造影劑的最小值像素；構成機構，其根據上述最大值像素構成造影劑所引起的造影像最鮮明的二維或三維圖像，根據上述最小值像素構成沒有殘留或幾乎沒有殘留上述造影劑的二維或三維圖像；差分運算機構，其對上述造影劑所引起的造影像最鮮明的二維或三維圖像、與沒有殘留或幾乎沒有殘留上述造影劑的二維或三維圖像進行差分運算；以及，差分圖像生成機構，其根據上述差分運算的結果，生成差分圖像，上述顯示裝置，顯示出上述差分圖像生成機構所生成的差分圖像。
另外，本發明所涉及的醫用圖像診斷支援系統，其中具備醫用圖像攝影裝置，其通過在給定時間內拍攝被檢體，得到時間序列排列的圖像數據；運算裝置，根據上述圖像數據構成二維或三維圖像；以及，顯示裝置，顯示出上述運算裝置所生成的圖像，上述運算裝置具有輸入機構，輸入上述時間序列排列的圖像數據；時間軸方向濾波機構，其對上述圖像數據中所包含的各個像素，在每個像素坐標位置對上述時間序列排列的所有像素進行時間軸方向濾波處理，並沿上述時間序列進行給定的時間軸方向加權；以及，構成機構，其根據由上述時間軸方向濾波機構實施過時間軸方向濾波處理的上述圖像數據，構成二維或三維圖像，上述顯示裝置，顯示出上述構成機構所構成的二維或三維圖像。
另外，本發明所涉及的時間軸方向濾波方法，包括輸入工序，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；以及，時間軸方向濾波工序，其對上述圖像數據中所包含的各個像素，在每個像素坐標位置對上述時間序列排列的所有像素進行時間軸方向濾波處理，並沿上述時間序列進行給定的時間軸方向加權。
另外，本發明所涉及的時間軸方向濾波方法，包括輸入工序，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；以及，時間軸方向濾波工序，其對上述圖像數據中所包含的各個像素，在每個像素坐標位置對上述時間序列排列的所有像素在時間軸方向上進行濾波處理，並取得代表各個像素坐標位置的像素值。
通過本發明，能夠在沿時間序列拍攝的圖像數據中、在時間軸方向上抽出造影劑恰好存在的部位，來合成該部位的圖像，通過這樣，能夠在大範圍內清楚地描繪出造影劑所經由的軌跡。因此，能夠降低攝影中的造影效果的時間推移的影響，另外還能夠降低所使用的造影劑的量並實現造影圖像的清楚化以及大範圍化。
另外，通過本發明，能夠對二維或三維圖像內的某個像素值的時間軸方向變化進行加工來生成時間軸方向濾波函數，以降低歷時的像素值波動。通過將該時間軸方向濾波函數，用於像素值實質上沒有時間變化的圖像上的區域，能夠減輕噪聲的影響，且不會降低濃度解析度以及空間解析度。
另外，通過本發明，能夠從歷時的二維或三維圖像中，通過沾染了最多造影劑的圖像與幾乎沒有進入造影劑的圖像的差分，只將造影劑進入的部分抽出。因此，在只將被周邊臟器所包圍的特定臟器抽出時，能夠在短運算時間通過簡單的操作，準確抽出所期望的區域，而不會產生操作者的個人能力差別所引起的區域抽出精度的偏差。另外，能夠提供的顯示圖像，不會產生因攝影時刻或攝影位置的誤差以及造影劑的濃度值所引起的不均勻的斑點的造影像，且造影劑的量與以往相比沒有改變，從而能夠防止再次攝影所引起的被曝光量的增大以及成本增高。
另外，通過本發明，在能夠通過時間軸方向濾波函數降低噪聲量的同時，通過對動態部位著色並顯示，還能夠容易地掌握動態部的狀態。因此，能夠提供一種使處於動態的機能信息的評價較為容易的圖像處理技術。
圖1(a)為本發明的一個實施方式的X線CT裝置的全體結構圖。
圖1(b)為用來表示本發明的一個實施方式的X線CT裝置的內部結構的以功能為單位分解的方框圖。
圖2(a)為本發明的一個實施方式的MRI裝置的全體結構圖。
圖2(b)為用來表示本發明的一個實施方式的MRI裝置的內部結構的以功能為單位分解的方框圖。
圖3為表示被注入造影劑的血管內其像素值歷時變化，並據此而製作出最大值圖像的狀態的概念圖。
圖4為表示被注入造影劑的血管內其像素值歷時變化，並據此而製作出最小值圖像的狀態的概念圖。
圖5為表示在三維圖像數據中，像素值為歷時最大值的圖像的取得方法的概念圖。
圖6為表示在二維圖像數據中，像素值為歷時最大值的圖像的取得方法的概念圖。
圖7為表示對三維圖像數據進行時間軸方向的濾波處理的工序的概念圖。
圖8為表示對三維圖像數據進行時間軸方向的濾波處理的狀態的概念圖。
圖9(a)為表示加法平均時間軸方向濾波器之一例的概念圖。
圖9(b)為表示加權加法平均時間軸方向濾波器之一例的概念圖。
圖9(c)為表示中值時間軸方向濾波器之一例的概念圖。
圖9(d)為表示微分時間軸方向濾波器之一例的概念圖。
圖9(e)為表示高頻提升時間軸方向濾波器之一例的概念圖。
圖10為表示對二維圖像數據進行時間軸方向的濾波處理的狀態的概念圖。
圖11(a)為表示因對象物的運動所引起的像素值歷時變化的電影顯示之一例的概念圖。
圖11(b)為表示注入到對象物中的造影劑的濃度值歷時變化的電影顯示之一例的概念圖。
圖12為表示用來抽出本發明的血管造影或造影臟器內的造影血流的外廓的工序的流程圖。
圖13為表示本發明的一個實施方式的差分圖像的生成處理的流程圖，示出了對使用MIP法所生成的二維投影圖像數據實施時間軸方向的濾波處理來生成多個圖像，並製作出對這些圖像進行差分的差分圖像之一例。
圖14為本發明的一個實施方式的醫用圖像診斷支援系統的全體結構圖。
圖中1-X線CT裝置，2-被檢體，3-醫用圖像攝影裝置，4-MRI裝置，5-網絡，6-圖像DB，10-掃描器，51-造影血管，52-造影劑，53-最大值圖像，54-最小值圖像，61-時刻t1中的三維圖像數據，62-時刻t2中的三維圖像數據，63-時刻t3中的三維圖像數據，64-時刻tn中的三維圖像數據，65-聚集了時刻t1至tn的最大值像素的三維圖像數據，71-時刻t1中的二維圖像數據，72-時刻t2中的二維圖像數據，73-時刻t3中的二維圖像數據，74-時刻tn中的二維圖像數據，75-聚集了時刻t1至tn的最大值像素的二維圖像數據，81-三維圖像數據，82-濾波處理，83-濾波處理後的圖像數據，91-時刻t1中的三維圖像數據，92-時刻t2中的三維圖像數據，93-時刻t3中的三維圖像數據，94-時刻tn中的三維圖像數據，95-時間軸方向加權濾波處理後的三維圖像數據，96-時間軸方向加權濾波器，101-時刻t1中的二維圖像數據，102-時刻t2中的二維圖像數據，103-時刻t3中的二維圖像數據，104-時刻tn中的二維圖像數據，105-時間軸方向加權濾波處理後的二維圖像數據，106-時間軸方向加權濾波器。
具體實施例方式
下面根據附圖對本發明的實施方式進行詳細說明。
圖1(a)為本發明的一個實施方式的X線CT裝置的全體結構圖。圖1(b)為將本發明的一個實施方式的X線CT裝置的內部結構以功能為單位分解得到的方框圖。
圖1(a)、圖1(b)的X線CT裝置1，主要通過將掃描器10與操作單元30經電源·信號線33彼此連接起來而構成。
掃描器10，具有由X線發生裝置11、高壓開關單元111、高電壓發生裝置112、X線控制裝置113等構成的X線源；置載被檢體2的載臺20；隔著被檢體2與X線源對置的X線檢測器12；以及，將X線檢測器12所檢測出的X線變換為電流後放大，並作為投影數據信號輸出給運算裝置31的前置放大器121。另外，掃描器10，具有由設置在X線源與被檢體2之間並對X線進行控制的準直器(collimator)13、以及準直器控制裝置131所構成的限制機構。
還具備將位於被檢體2的外周的掃描器10在圓周方向上旋轉的驅動裝置14、掃描器控制裝置15、以及控制它們的中央控制裝置16。
操作者通過由滑鼠等點擊設備和鍵盤構成的輸入裝置322，輸入攝影條件，例如載臺移動速度、管電流值、管電壓值、切片位置、或重構成條件(重構成高像質模式、重構成高速模式、重構成間隔、重構成FOV、圖像大小等)後，中央控制裝置16，便根據該攝影條件將攝影所需要的控制信號，發送給X線控制裝置113、載臺控制裝置21以及掃描器控制裝置15。然後，X線CT裝置1接收攝影開始信號後開始攝影。攝影開始之後，由X線控制裝置113向高電壓發生裝置112發送控制信號，高電壓被經高壓開關單元111加載給X線發生裝置11。之後，X線發生裝置11向被檢體2照射X線。
與此同時，掃描器控制裝置15向驅動裝置14發送控制信號。通過這樣，X線發生裝置11、X線檢測器12、以及前置放大器121等，繞被檢體2的外周在圓周方向上旋轉。
另外，載體控制裝置21，令置載被檢體2的載臺20，在動態掃描時處於靜止狀態，在螺旋掃描時在X線發生裝置11等的周軸方向上平行移動。此時平行移動的載臺20的移動速度，由載臺移動測量裝置22測量並輸入給運算裝置31。另外，在透視(拍攝被檢體2的平面透視圖像)的情況下，在讓X線發生裝置11、X線檢測器12、以及前置放大器121等靜止的狀態下，只有載臺20在周軸方向上平行移動。
從X線發生裝置11照射的X線，由準直器13等限制機構限制在照射區域中。這樣，透過被檢體2的X線，由X線檢測器12檢測出。X線由檢測器12檢測出的X線，被變換成電流之後，由前置放大器121放大，並作為投影數據信號輸入給運算裝置31。
操作單元30，具有進行圖像重構成處理、或進行其他圖像處理的運算裝置31；以及，具有由滑鼠等點擊設備及鍵盤構成的輸入裝置322、以及CRT等顯示裝置321的輸入輸出裝置32。
運算裝置31，具有進行圖像重構成的重構成運算裝置311；進行其他圖像處理等的圖像處理裝置322；以及存儲必要的數據的存儲裝置313。
重構成運算裝置311，根據輸入給運算裝置31的投影數據信號進行重構成處理，生成重構成圖像。圖像處理裝置312，對重構成圖像進行圖像處理，將圖像處理過的重構成圖像保存到存儲裝置313中，同時在顯示裝置321上作為CT圖像進行顯示。
近年來的高性能X線CT裝置，為了短時間內取得高時間解析度及/或高空間解析度的圖像，需要實現一次可攝影的攝影範圍的擴大、掃描速度的提高、體軸解析度的提高、以及時間解析度的提高。通過這樣的性能提高，能夠取得時間序列(time series)排列的三維圖像數據，也即由對三維空間坐標添加時間坐標得到的4坐標表現的圖像數據。
另外，通過將碘等造影劑注入給被檢體2，在其到達檢查部位的時刻進行攝影，能夠得到檢查部位的高對比度的圖像。
接下來，根據圖2，對本發明的一個實施方式的MRI裝置進行說明。圖2(a)為本發明的一個實施方式的MRI裝置的全體結構圖，圖2(b)為用來表示本發明的一個實施方式的MRI裝置的內部結構的以功能為單位分解的方框圖。
圖2的MRI裝置4，是垂直磁場方式(開放型)的MRI裝置，但也可以是其他類型例如隧道型MRI裝置。
MRI裝置4，通過對設置在靜磁場內的被檢體2施以振動的磁場(電磁波)，來進行核磁共振(NMR)。然後，將共振信號用檢測線圈(RF線圈)作為電信號檢測出，並將此作為投影數據重構成，通過這樣來將被檢體2內部非破壞性地圖像化。
MRI裝置4，由構臺(gantry)40、收置對構臺40內的各種裝置進行驅動的電源以及進行控制的各種控制裝置的機箱41、置載上述被檢體2的載臺50、以及對所接收到的NMR信號進行處理來重構成被檢體2的斷層圖像的操作單元60構成。構臺40與機箱41通過電源·信號線70相連接。同樣，操作單元60與機箱41通過電源·信號線70相連接。
構臺40與載臺50，設置在未圖示的對高頻電磁波與靜磁場進行屏蔽的密封室內。另外，機箱41與操作單元60設置在密封室外。
接下來，根據圖2(b)對MRI裝置4的構成進行更詳細的說明。
MRI裝置4具有靜磁場產生系統42、磁場斜度產生系統43、序列發生器44、發送系統45、接收系統46、包括操作部的信號處理系統47、以及中央處理裝置(CPU)48。
靜磁場產生系統42，用來在被檢體2的周圍，在被檢體2的體軸方向或垂直於體軸的方向上產生均勻的靜磁場。靜磁場產生系統42，在被檢體2的周圍的某個程度的空間內，設置永久磁體方式或常導電方式或超導電方式的磁場產生機構來構成。
磁場斜度產生系統43，由纏繞在X、Y、Z這3個軸方向上的兩個傾斜磁場線圈49、以及驅動各個傾斜磁場線圈49的傾斜磁場電源491構成。通過按照來自後述的序列發生器44的命令，驅動各個傾斜磁場線圈49的傾斜磁場電源491，從而X、Y、Z的三軸方向的傾斜磁場GX、GY、GZ被施加給被檢體2。通過該傾斜磁場的施加方法，對被檢體2設置切片面。
序列發生器44，將使構成被檢體2的生物體組織的原子的原子核發生核磁共振的高頻磁場脈衝，以某個給定的脈衝序列反覆施加。序列發生器44在CPU48的控制下進行工作，將收集被檢體2的斷層像的數據所需要的各種命令，發送給發送系統45、磁場斜度產生系統43、以及接收系統46。
發送系統45，用來通過序列發生器44所發送的高頻脈衝，照射用於使構成被檢體2的生物體組織的原子的原子核產生核磁共振的高頻磁場。發送系統45具有高頻振蕩器451、調製器452、高頻放大器453、以及發送側的高頻線圈454。而且，從高頻振蕩器451輸出的高頻脈衝，被按照序列發生器44的命令由調製器452振幅調製。該振幅調製過的高頻脈衝，由高頻放大器453放大之後，被提供給靠近被檢體2設置的高頻線圈454。通過這樣，將電磁波照射給被檢體2。
接收系統46，用來檢測出由被檢體2的生物體組織的原子核的核磁共振發出的回波信號(NMR信號)。由接收側的高頻線圈464、放大器465、正交相位檢波器466、以及A/D變換器467構成。然後，被檢體2對發送側的高頻線圈454所照射的電磁波的應答電磁波(NMR信號)，由接近被檢體2設置的高頻線圈464檢測出來。所檢測出的NMR信號，經放大器465以及正交相位檢波器466輸入給A/D變換器467，變換成數位訊號。另外，正交相位檢波器466，將所檢測到的NMR信號，作為在基於來自序列發生器44的命令的時刻採樣到的雙列的收集數據。該收集數據，被發送給信號處理系統47。
信號處理系統47，具有CPU48、磁碟471以及光碟472等記錄裝置；CRT等顯示器473；滑鼠474等點擊設備及其控制器；以及，鍵盤475等輸入裝置。CPU48進行傅立葉變換、修正係數計算像重構成等處理，並將任意剖面的信號強度分布或根據多個信號進行適當的運算所得到的分布圖像化，來生成斷層像。顯示器473，顯示出該斷層像。
這樣的MRI裝置4中，近年來隨著性能提高，出現了例如1.5T(特斯拉)等高磁場機器，逐漸能夠在實用水平的噪聲下取得高時間解析度的四維圖像數據。
MRI裝置4中，也能夠通過使用造影劑，得到檢查部位的高對比度的圖像。
接下來，根據圖3至圖5，對本發明的第1實施方式進行說明。圖3為表示被注入造影劑的血管內其像素值歷時變化，並據此而製作出最大值圖像的狀態的概念圖。圖4為表示被注入造影劑的血管內其像素值歷時變化，並據此而製作出最小值圖像的狀態的概念圖。圖5為表示像素值為歷時最大值MXI的圖像的取得方法的概念圖。
圖3至圖5，表示本發明的第1實施方式，並表示生成時間序列排列的三維圖像數據中的最大值圖像53與最小值圖像54的工序。
在由圖1的X線CT裝置1得到的圖像數據、或者根據由圖2的MRI裝置4沿時間序列拍攝得到的圖像數據重構成的被檢體2的給定範圍的二維圖像(剖面像)數據或三維圖像數據中，將給定的範圍設為關心區域。關心區域的設定，通過在顯示裝置321或473中所顯示的重構成圖像中，通過用滑鼠322或474拖動給定區域進行範圍指定來實現。
雖然實施例1中，根據構成重構成圖像中所包含的關心區域的像素進行圖像處理，但也可以根據構成重構成圖像的全部區域的像素來進行圖像處理。另外，還可以代替重構成圖像，使用X線拍攝裝置所拍攝的投影圖像。
圖3至圖4，表示設為關心區域的區域中所包含的血管。另外，圖5的圖像數據，是構成上述關心區域的圖像數據，像素I(X，Y，Z)，表示關心區域中所包含的像素的坐標。
圖3及圖4中，51表示造影血管，52表示造影劑。造影血管51，是根據X線CT裝置1或MRI裝置4拍攝到的圖像數據重構成得到的三維圖像。
另外，圖3及圖4中，511至518表示造影劑注入後每經過給定時間的造影血管。圖3及圖4中，511表示時刻t1中的造影血管51，512表示時刻t2中的造影血管51。其他造影血管513至518也一樣，518表示時刻tn中的造影血管51。圖3及圖4中，通過濃淡來表示注入造影劑52後的造影血管51的像素值進行變動的狀態。最大值圖像53，是使用本發明後得到的圖像，是造影劑充分進入的造影血管，也即造影像最為鮮明的三維圖像。另外，圖4的最小值圖像54，同樣是使用本發明後得到的圖像，為造影劑沒有進入的造影血管，也即沒有拍攝到造影劑下的造影像的三維圖像。
這裡，造影劑52注入後的經過時間，為t1＜t2＜…＜tn的關係。
伴隨著從時刻t1到tn的時間經過，血管中的造影劑52從圖中的上方向下方移動，因此造影血管51的像素值最大的位置也移動。因此，某個時刻中的造影血管51的圖像中，如512至517的任一項所示，造影斑點通過濃淡不同的形式來表現。
圖3中，對構成造影血管51的所有像素，對每個像素坐標位置，從時刻t1至時刻tn之間在時間軸方向上抽出像素值為最大值的像素。然後，將時間軸方向抽出的像素集合起來，得到最大值圖像53。
根據圖5對最大值圖像的取得進行說明。
圖5中，61至64為時間序列排列的三維圖像數據。各個三維圖像數據，包括某個時刻中的相當於同一個像素坐標位置的像素I(X，Y，Z)。換言之，像素I(X，Y，Z)的集合為三維圖像數據61～64。
各個像素，用對位置上的三維坐標添加時間坐標所得到的四維坐標來表示。
例如圖像數據64內的I(X，Y，Z，tn)中，X，Y，Z表示三維的位置坐標，tn表示造影劑注入後的經過時間。
使圖1及圖2所示的醫用圖像攝影裝置工作後，開始被檢體2的攝影。攝影開始之後，將造影劑52注入被檢體2的血管中。
這裡，三維圖像數據65內的MXI(X1，Y1，Z1)，是要求取的最大值像素。
公式1為對時間序列排列的三維圖像數據的各個像素，對每個像素坐標位置，在時間軸方向上抽出給定時間、即時刻t1至時刻tn的像素值中對應最大值的像素的時間軸方向的函數。
MXI(X，Y，Z)＝∫max(I(X，Y，Z，t))dt如圖5所示，空間坐標(X，Y，Z)中的初期的最大值像素，為時刻t1中的像素值，設為MXI(X，Y，Z)＝I(X，Y，Z，t1)。此時，造影劑52尚未到達攝影範圍內。
之後，造影劑52緩緩流入到攝影範圍內。例如，如果伴隨著時間的經過，三維圖像數據的像素值變為MXI(X，Y，Z)＜I(X，Y，Z，t)，就設為MXI(X，Y，Z)＝I(X，Y，Z，t)，來替換最大值像素。
通過對X，Y，Z的坐標所決定的每個像素坐標位置，將開始時刻t1到最終時刻tn為止的數據依次與最大值像素相比較，來取得像素值歷時為最大值的圖像MXI(X，Y，Z)。
通過這樣，求出各個像素坐標位置中的時間軸方向上的最大值，將它們排列在三維的各個像素坐標位置上後，最大值圖像53完成。
通過將該方法用於造影血管51，能夠得到不存在因造影劑52的遺漏產生的斑點的、鮮明的造影血管51全體的圖像。
接下來，對每個像素在時間軸方向上像素值為最小值的最小值圖像54的生成方法進行說明。
與圖3及圖5中所示的處理同樣，空間坐標(X，Y，Z)中的初期的最小值像素，為時刻t1中的像素值，設為MNI(X，Y，Z)＝I(X，Y，Z，t1)。然後，與時刻t2，…，tn的像素值順次相比較。如果結果是MNI(X，Y，Z)＜I(X，Y，Z，t)，就設為MNI(X，Y，Z)＝I(X，Y，Z，t)。通過將該處理對每個像素重複，直到最終時刻tn的三維圖像數據為止，來收集最小值像素。
將這些最小值像素排列在三維的各個像素坐標位置上後，得到最小值圖像54。
如果將該方法用於造影血管，能夠得到不存在斑點的、鮮明的非造影血管的全貌的圖像。
另外，通過在時間軸方向上使用窗函數來進行時間軸方向加權，能夠分離出某個時間區間的像素。
由於造影劑52在動脈與靜脈中流入的時刻不同，因此能夠通過時間區間的像素分離，將靜脈排除只抽出動脈。也即，能夠利用造影劑的進入時間差等時間的不同，限定抽出部位。
接下來，對取最大值圖像53與最小值圖像54的差分進行說明。差分並不是必須要取的，也可以直接使用上述最大值圖像53與最小值圖像54。另外，為了簡單起見，本實施方式中將對象物設為不動來進行說明。
通過對三維坐標(X，Y，Z)所決定的每個像素坐標位置，將上述最大值圖像53與最小值圖像54的對應像素彼此相減，攝影範圍內的造影劑52被無濃淡變化地描繪出來。
由於該描繪出的造影劑52的分布(像)血流量與血流路(血管腔)為相同形狀，因此能夠正確評價血流路(血管腔)。
由於已說明的以往技術中，通過閾值或區域生長來去除血流以外的部分後進行顯示，因此結果因閾值的設定而異，難以正確描繪，與此相對，通過本實施方式，即使不進行閾值的設定或區域生長之類的複雜計算，只通過簡單的計算，也能夠正確地描繪出造影劑52的路徑也即血流路(血管腔)的形狀等。
另外，在攝影對象物運動的情況下，在各個時刻中進行對象物的位置的關聯，在互相關聯的像素間進行處理。對象物運動的情況下進行位置的關聯的方法，例如有抽出像素值、重心、空間頻率差分值或微分值等特徵量，根據特徵量進行圖像的旋轉、變形、移動等仿射變換處理，使得圖像位置在相同的圖像矩陣位置中互相關聯。通過這樣，即使對象物運動，也能夠掌握造影劑52的線路與形狀，例如能夠進行心臟冠動脈的血流評價。
雖然上述實施例1中，使用對三維像素坐標位置I(X，Y，Z)添加時刻數據而成的四維坐標所構成的圖像數據I(X，Y，Z，tn)來生成造影血管像，但也可以使用對二維像素坐標位置I(X，Y)添加時刻數據而成的三維坐標所構成的圖像數據I(X，Y，tn)來生成造影血管像。
圖6的71至74，為時間序列排列的二維圖像數據。71為時刻t1中的二維圖像數據，72為時刻t2中的二維圖像數據，74為時刻tn中的二維圖像數據。
二維圖像數據75，是要求取的最大值圖像。
公式2，為對時間序列排列的二維圖像數據的各個像素，對每個像素坐標位置在時間軸方向上抽出給定時間、也即時刻t1至時刻tn的像素值中對應最大值的像素的時間軸方向的函數。
MXI(X，Y)＝∫max(I(X，Y，t))dt如圖6所示，平面坐標(X，Y)中的初期的最大值像素，為時刻t1中的像素，設為MXI(X，Y)＝I(X，Y，t1)。之後，如果伴隨著時間的經過，二維圖像數據的像素值變為MXI(X，Y)＜I(X，Y，t)，則將最大值像素替換為MXI(X，Y)＝I(X，Y，t)。對各個像素，從時刻t1至tn的像素中，在時間軸方向抽出最大值像素，通過將這些最大值像素排列在二維的各個坐標上，最大值圖像完成。
同樣，平面坐標(X，Y)中的初期的最小值像素，為時刻t1中的像素，設為MNI(X，Y)＝I(X，Y，t1)。之後，如果伴隨著時間的經過，二維圖像數據的像素值變為MNI(X，Y)＞I(X，Y，t)，則將最小值像素替換為MNI(X，Y)＝I(X，Y，t)。對各個像素，從時刻t1至tn的像素中，在時間軸方向抽出最小值像素，通過將這些最小值像素排列在二維的各個坐標上，最小值圖像完成。
實施例3，對時間序列排列的三維圖像數據，在時間軸方向進行濾波處理(filtering process)。
通過該時間軸方向的濾波，能夠得到對噪聲量任意調整空間解析度與時間解析度後的圖像。另外，還能夠將沿時間軸方向的濃度值的變化量可視化。
對照圖7至圖9對本實施方式進行說明。圖7為表示對時間序列排列的三維圖像數據，沿時間軸方向進行濾波(時間軸方向濾波核(filterkernel))處理的概念圖。
圖7的81，表示能夠通過時間坐標與空間坐標確定的像素I(X，Y，Z，t)。82表示時間軸方向濾波處理。83表示對81的像素進行時間軸方向濾波處理得到的時間軸方向濾波函數。由於使用時間軸方向的信息來進行綜合，因此匯總為fI(X，Y，Z)空間坐標。
另外，圖8中，對不同時態中的三維圖像數據所對應的像素進行時間軸方向濾波處理。將所得到的時間軸方向濾波結果聚集起來(這裡為相加)，通過這樣得到fI(X，Y，Z)。圖8中，91至94為時序排列的三維圖像數據。各個三維圖像數據，包括相當於相同像素坐標位置的像素I(X，Y，Z)。換言之，像素I(X，Y，Z)的集合為三維圖像數據91至94。
這裡，像素由對空間位置的三維坐標添加時間坐標而成的四維坐標來表示。
例如，圖像數據94內的I(X，Y，Z，tn)中，X、Y、Z表示三維的位置坐標，tn表示造影劑注入後的經過時間。
公式3，表示對時間序列排列的三維圖像數據的各個像素，對每個像素坐標位置，對給定時間、即時刻t1至時刻tn的像素值，沿時間軸方向進行時間軸方向濾波(時間軸方向濾波核)處理的函數，f(t)為時間軸方向濾波(時間軸方向濾波核)。
fI(X,Y,Z,t)=-I(X,Y,Z,t-t)f(t)dt]]>使圖1及圖2所示的醫用圖像攝影裝置工作後，開始被檢體2的攝影。開始之後，將造影劑52注入到被檢體2中。
這裡，三維圖像數據95內的fI(X1，Y1，Z1)，為聚集了對像素坐標位置I(X1，Y1，Z1)的時間軸方向濾波處理結果的像素。
這裡，假設注目像素為I(X1，Y1，Z1，t1)至I(X1，Y1，Z1，tn)。這些注目像素I(X1，Y1，Z1)從t1至tn歷時排列。對該排列應用例如梯形形狀的時間軸方向濾波96並相加後，得到時間軸方向濾波結果fI，將其聚集起後能夠進行圖像顯示。
這裡，雖然使用通過實空間上的卷積處理來進行時間軸方向濾波處理的方法，但還可以應用數學上等價的其他方法，例如使用傅立葉變換來在頻率空間上進行時間軸方向濾波處理的方法。
接下來，根據圖9對時間軸方向濾波的種類以及本發明中的做法及其效果分別進行說明。圖9中，N表示注目時刻。所謂注目時刻，是指最後想要圖像化的時態。
(1)加法平均時間軸方向濾波器(filter)通過使用加法平均時間軸方向濾波器，來作為上述時間軸方向濾波函數，能夠取得空間解析度不被降低、且降低時域的像素值的波動的圖像，也即，能夠取得降低了噪聲的圖像。這種情況下，以注目時刻N的注目像素為中心，將如圖9(a)所示的時間軸方向濾波器重疊在時間軸方向上。換言之，將注目時刻N的前後數據相加平均的這種時間軸方向濾波處理結果，作為顯示像素取得來進行圖像化。這樣所得到的圖像其波動噪聲較少。
(2)加權加法時間軸方向濾波器通過使用加權加法時間軸方向濾波器，來作為上述時間軸方向濾波函數，與加法平均時間軸方向濾波器一樣，能夠取得空間解析度不被降低、且降低時域的像素值的波動的圖像，也即，能夠取得降低了噪聲的圖像。這種情況下，如圖9(b)所示，將令注目時刻位置的貢獻率變高的這種梯形加權、與同一位置的不同時間數據相乘所得到的時間軸方向濾波處理結果相加，收集所得到的和來進行圖像化。這樣所得到的圖像其波動噪聲較少。
(3)中值時間軸方向濾波器該中值時間軸方向濾波器，是如圖9(c)所示，在將特定時間範圍ta至tb的像素按照像素值的大小的順序排列起來時，取得中央的像素值作為代表各個像素坐標位置的像素值的、時間軸方向濾波器。
通過使用該中值時間軸方向濾波器，與加法平均時間軸方向濾波器或加權加法時間軸方向濾波器同樣，能夠取得空間解析度不被降低、且降低時域的像素值的波動的圖像，也即，能夠取得降低了噪聲的圖像。中值時間軸方向濾波器，與加法平均時間軸方向濾波器以及加權加法時間軸方向濾波器相比，能夠更加有效地降低尖峰狀(粒狀性高)的噪聲。這樣所得到的圖像，尤其是尖峰狀的波動噪聲較少。
另外，雖然中值時間軸方向濾波器中，輸出在將特定時間範圍ta至tb的像素按照像素值的大小的順序排列起來時到達中央的像素值，但輸出值例如也可以通過指定第2大的值等，來將時間序列排列的各個像素所對應的像素值中的任意像素值輸出。
(4)微分時間軸方向濾波器通過使用微分時間軸方向濾波器，作為上述時間軸方向濾波函數，能夠將時態間的對象物體的變動量圖像化(視覺化)。這種情況下，如圖9(d)所示，將夾著注目時刻N的接近時刻數據的差分值，作為時間軸方向濾波處理結果圖像化。
(5)高頻提升時間軸方向濾波器通過使用高頻提升時間軸方向濾波器，作為上述時間軸方向濾波函數，能夠得到提高了有效時間解析度的圖像。
這種情況下，如圖9(e)所示，將注目時刻N與高權重(正的權重)相乘，將接近數據與負的權重相乘，並將它們的和作為時間軸方向濾波處理結果圖像化。
(6)高次時間軸方向濾波器上述時間軸方向濾波器中，還能夠使用將多個時間軸方向濾波器組合得到的高次時間軸方向濾波器。另外，通過與公知的濾波處理一起使用窗函數，還可得到任意時間帶中的處理結果。例如，通過將時間軸方向類似度濾波器與中值時間軸方向濾波器組合起來，能夠大大降低噪聲。在夾著注目時刻N的特定時間範圍中，將更接近注目時刻的像素值的數據，在多點時間軸方向抽出，將它們的中間值作為時間軸方向濾波處理結果圖像化。
(7)時間軸方向類似度濾波器在夾著注目時刻N的特定時間範圍ta至tb之間，將更接近注目時刻位置的像素值的多點數據相加平均，並將所得到的值作為時間軸方向濾波處理結果來圖像化。此時，相加平均的數據數為依存於時間軸方向濾波器大小的任意的數。
如上所述，通過使用歷時方向的濾波器，能夠降低噪聲。時間軸方向濾波器既可以對圖像的每個關心區域使用，也可以對圖像全體使用。
上述實施例3中，根據對三維空間坐標添加時間坐標得到的四維坐標所構成的圖像數據，進行時間軸方向濾波處理。但是，也可以根據對二維空間坐標添加時間坐標得到的三維坐標所構成的圖像數據，進行時間軸方向濾波處理。
圖10中，對時間序列排列的二維圖像數據101、102、103、104的各個像素，使用例如梯形的時間軸方向濾波器106，得到時間軸方向濾波處理後的圖像105。圖10的二維圖像101、102、103、104，通過對二維空間坐標(X，Y)添加時間坐標t得到的三維坐標I(X，Y，t)來表示。然後，與上述實施方式同樣，沿時間軸方向進行濾波處理，並得到由包含時刻數據的三維坐標所表示的圖像數據105，作為時間軸方向濾波結果fI。
公式4為上述梯形時間軸方向濾波器106，是對時刻t1到時刻tn的像素值，沿時間軸方向實施使用例如梯形的時間軸方向濾波器106的時間軸方向濾波(時間軸方向濾波核)處理的函數，f(t)為時間軸方向濾波器(時間軸方向濾波核)。
fI(X,Y,t)=-I(X,Y,t-t)f(t)dt]]>[實施例5]根據圖11對實施例5進行說明。
實施例5，通過將歷時顯示包含存在運動部分的二維圖像的情況下所產生的噪聲去除，來提供鮮明的圖像。
圖11(a)以及圖11(b)的圖像201至圖像204，是電影顯示(cinedisplay)的圖像，時間按照該順序經過。同樣，圖像205至圖像208也是電影顯示的圖像，時間按照該順序經過。2001表示區域1，2002表示區域2，2003表示區域3，2004表示區域1，2005表示區域2。
圖11(a)與圖11(b)，為表示對將包含本發明的時間坐標的三維以上的圖像數據中的時刻t的像素值與時刻t+Δt的像素值差分後得到的變化量為給定閾值以下的區域，從時刻t到時刻t+Δt取得像素值的平均值的過程的圖。圖11(a)，例示了因對象物的運動像素值歷時變化的情況，圖像201至圖像204，由不存在因運動所引起的像素值的變化(小於閾值T)的區域2001、因運動像素值發生變化的區域2002、以及區域2003(閾值T以上)構成。這種情況下，通過對區域2001應用加法平均或降低噪聲的時間軸方向濾波處理，能夠不對運動產生影響地降低全體的噪聲。
另外，可以將像素值與色度值、彩度值、亮度值中的至少一個對應起來。
圖11(b)示出了注入到對象物內的造影劑的濃度值歷時變化的情況。圖像205至圖像208，由沒有因造影劑所引起的濃度值的變化的區域2004(小於閾值T)，與有因造影劑所引起的濃度值的變化的區域2005(閾值T以上)所構成。這種情況下，通過對區域2004實施加法平均或降低噪聲的時間軸方向濾波處理，能夠不給造影劑所引起的濃度值的變化(造影劑的擴張)帶來影響，而降低全體的噪聲。這種情況下，也可以將像素值與色度值、彩度值、亮度值中的至少一個對應起來。
這樣，在時間軸方向上與變化相伴的數據中像素值的變化量較小的情況下，能夠假定其變化的原因為噪聲成分(波動)，而非變化量內的運動成分。通過像這樣通過在運動成分較小的區域間進行加法平均或噪聲降低(平滑化)時間軸方向濾波，得到在時間軸方向上將噪聲成分集中起來去除的圖像。
但是，在存在因造影劑所引起的濃度變動的情況下，由於濃度變動區域表示高像素值信號，因此經常能夠忽視噪聲的影響。因此，全體來看，噪聲的影響不成為問題。但是，由於在噪聲的影響較小時能夠進一步降低噪聲，因此能夠得到幾乎完全的圖像。
圖12為表示本發明的抽出造影血管以及造影臟器的順序(算法)的流程圖。
下面按照圖12的各個步驟進行說明。
首先，由步驟S1201開始。
步驟S1202中，在各個像素的像素值歷時變化的圖像數據中，在各個像素坐標位置中，時間軸方向抽出像素的像素值在時間軸方向上表示最大值的最大值像素MXI(X，Y，Z)。該最大值像素，是造影劑的效果為最大的時態時的像素值。接下來，步驟S1203中，對圖像數據時間軸方向抽出像素的像素值在時間軸方向上表示最小值的最小值像素MNI(X，Y，Z)。或者，通過時間軸方向濾波處理時間軸方向抽出像素的像素值較小的像素。這裡所說的像素值較小的像素，與造影劑的效果為最小的時態時的像素值相一致。
這些最大值像素MXI(X，Y，Z)與最小值像素MNI(X，Y，Z)，例如能夠通過第1實施方式中所說明的方法來取得。
接下來，步驟S1204中，通過使用這兩者的像素值的差MXI(X，Y，Z)-MNI(X，Y，Z)來進行差分，能夠取得造影血管。這裡，雖然如果重視處理速度，優選抽出最大值圖像以及最小值圖像後進行差分，但在包含噪聲的圖像間的差分處理中，有噪聲量增大的傾向。
因此，在重視考慮到噪聲的像質的高度的情況下，可以將通過時間軸方向濾波處理抽出的像素值較大的圖像、與通過時間軸方向濾波處理時間軸方向抽出的像素值較小的圖像進行差分。
另外，在即使通過時間軸方向濾波處理，造影血管的時間軸方向抽出時噪聲仍被抽出且產生問題的情況下，可以在差分處理後使用閾值處理或時間軸方向濾波處理來降低或去除噪聲成分。
另外，還可以實施對時間序列排列的圖像數據中所包含的每個像素坐標位置將最大像素值時間軸方向抽出的時間軸方向濾波、和在時間軸方向上去除噪聲的時間軸方向濾波，來生成去除了噪聲的最大值圖像。同樣，還可以實施對時間序列排列的圖像數據所包含的每個像素坐標位置將最小像素值時間軸方向抽出的時間軸方向濾波、和在時間軸方向上去除噪聲的時間軸方向濾波，來生成去除了噪聲的最小值圖像。之後，可以通過對最大值圖像與最小值圖像進行差分處理來生成差分圖像。
再有，還可以通過使用時間軸方向的窗函數，來進行動脈與靜脈的分離等。
根據圖13，對將使用MIP(Maximum Intensity Projection)法所生成的多個二維投影圖像數據差分的方法進行說明。圖13為表示本發明的一個實施方式的差分圖像的生成處理的概念圖，為表示對使用MIP法所生成的二維投影圖像數據實施時間軸方向的濾波處理來生成多個圖像，並生成將這些圖像差分後的差分圖像之一例的流程圖。
下面按照圖13的各個步驟的順序進行說明。
由步驟S1301開始。
步驟S1302中，只將X線CT裝置1或MRI裝置4所拍攝到的時間序列排列的圖像數據(切片數據)中包含的第1CT值、例如最低的CT值所對應的數據二維展開，來生成時間序列排列的二維投影數據。
步驟S1303中，對構成步驟S1302所生成的時間序列排列的二維投影數據的各個像素，對每個像素坐標位置在時間軸方向上進行濾波處理，沿時間序列進行給定的時間軸方向加權。根據實施過該時間軸方向加權的圖像數據來生成第1圖像。
步驟S1304中，只將時間序列排列的圖像數據(切片數據)所包含的第2CT值、例如最高的CT值所對應的數據二維展開，來生成時間序列排列的二維投影數據。
步驟S1305中，對構成步驟S1304所生成的時間序列排列的二維投影數據的各個像素，對每個像素坐標位置在時間軸方向上進行濾波處理，沿時間序列進行給定的時間軸方向加權。根據實施過該時間軸方向加權的圖像數據來生成第2圖像。
之後，在步驟S1307中結束。
步驟S1306中，生成第1圖像與第2圖像的差分圖像。通過這樣，能夠將通過時間軸方向濾波處理而時間軸方向抽出的像素值較大的圖像、與通過時間軸方向濾波處理而時間軸方向抽出的像素值較小的圖像抽出後進行差分，並提供考慮到噪聲的像質較高的圖像。
另外，還可以對實施過時間軸方向加權的二維投影數據，實施用來去除噪聲的時間軸方向濾波，來生成第1圖像與第2圖像。
以上，根據涉及本發明的各個實施例的上述說明，可知能夠實現本發明的目的。雖然至此對本發明進行了詳細的說明與圖示，但這些都是示例，並不能夠通過這些實施方式對本發明進行限定。再有，本發明並不僅限於造影血管的描繪，還能夠用於造影劑往組織中的擴散情況的評價等各種目的，來對具有像素的像素值歷時變化的區域的圖像使用。
另外，上述實施例中，根據X線CT裝置1或MRI裝置4所拍攝的圖像數據重構成三維圖像，並對該三維圖像中所包含的關心區域進行圖像處理。但是也可以不設定關心區域，對由圖像數據設定的圖像的全部區域進行同樣的圖像處理。
另外，雖然上述實施例中，使用X線CT裝置1或MRI裝置4進行了說明，但也可以使用其他的醫用圖像攝影裝置，例如PET裝置、SPECT裝置、伽馬相機之類的使用正電子或伽馬射線的CT裝置、使用中子射線或光的CT裝置、超聲波診斷裝置、DSA裝置、X線攝影裝置等、能夠取得被檢體的圖像數據的裝置。
另外，上述實施方式中，X線CT裝置1以及MRI裝置4，由具備經電源·信號線33及電源·信號線70連接的操作單元30及操作單元60的運算裝置31以及CPU48進行圖像處理。但是，例如圖14所示，本發明也可以應用於X線CT裝置1、MRI裝置4或其他醫用圖像攝影裝置3，經網絡5與圖像處理裝置、例如運算裝置31或操作單元60相連接的醫用圖像診斷支援系統。這種情況下，X線CT裝置1、MRI裝置4或其他醫用圖像攝影裝置3所拍攝的圖像數據，被經網絡5輸入給圖像處理裝置、例如運算裝置31或操作單元60。然後，圖像處理裝置、例如運算裝置31或操作單元60，根據所輸入的圖像數據進行本發明的圖像處理。
另外，還可以在與網絡5相連接的用來保存圖像數據的圖像資料庫(圖像DB)6中，保存X線CT裝置1、MRI裝置4或其他醫用圖像攝影裝置3所拍攝的圖像數據。然後，圖像處理裝置可以從圖像DB6取得圖像數據，根據所取得的圖像數據進行圖像處理。
另外，圖像處理裝置還可以根據從與圖像處理裝置相連接的存儲裝置、例如FDD、硬碟驅動器、CD-ROM驅動器、光磁碟(MO)驅動器、ZIP驅動器、PD驅動器、DVD驅動器等中讀出的圖像數據，進行與上述實施例相同的圖像處理。
另外，本實施方式所示的各個實施方式，並不僅限於單獨使用，還可以組合起來使用，這種情況下能夠發揮出特別高的效果。
如上所述，本發明能夠應用的用途為根據由醫用圖像攝影裝置沿時間序列拍攝到的圖像數據，顯示出所期望的圖像，例如在時間軸方向上降低了噪聲的圖像、被造影的血管等空間三維圖像。另外，還能夠用來從圖像數據中抽出特定區域。
權利要求
1.一種圖像處理方法，包括輸入工序，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；時間軸方向抽出工序，其對上述圖像數據中所包含的各個像素，對每個像素坐標位置，從上述時間序列排列的所有像素中時間軸方向抽出符合給定條件的像素；以及，構成工序，其根據由上述時間軸方向抽出工序所時間軸方向抽出的像素，構成二維或三維圖像。
2.如權利要求1所述的圖像處理方法，其特徵在於，還包括圖像重構成工序，其根據上述圖像數據，重構成上述被檢體的二維或三維範圍所對應的二維或三維圖像；關心區域設定工序，其對上述二維或三維圖像，設定至少1個關心區域，上述時間軸方向抽出工序，對構成上述關心區域的各個像素，對每個像素坐標位置，從上述時間序列排列的所有像素中時間軸方向抽出符合給定條件的像素。
3.如權利要求1或2所述的圖像處理方法，其特徵在於上述給定的條件，是從各個像素坐標位置中的上述時間序列排列的所有像素中，時間軸方向抽出相當於最大像素值的像素的條件。
4.如權利要求1或2所述的圖像處理方法，其特徵在於上述給定的條件，是時間軸方向抽出與各個像素坐標位置中的上述時間序列排列的各個像素所對應的像素值中的任意的像素值相當的像素的條件。
5.如權利要求1～4的任一項所述的圖像處理方法，其特徵在於上述時間軸方向抽出工序，對上述圖像數據中所包含的各個像素，對每個像素坐標位置將上述給定時間內所包含的第1時刻中的像素值、與上述給定時間內所包含的第2時刻中的像素值沿時間序列順次比較，並時間軸方向抽出符合給定條件的像素。
6.如權利要求1～4的任一項所述的圖像處理方法，其特徵在於上述時間軸方向抽出工序包括時間軸方向濾波處理，其對每個像素坐標位置，對上述時間序列排列的所有像素，在時間軸方向上進行給定的濾波處理，取得代表各個像素坐標位置的像素。
7.如權利要求1、2、5或6的任一項所述的圖像處理方法，其特徵在於上述時間軸方向抽出工序，包括第1時間軸方向抽出工序，對每個像素坐標位置從上述時間序列排列的所有像素中，從時間軸方向抽出具有第1特徵的像素；以及第2時間軸方向抽出工序，從上述時間序列排列的所有像素中，從時間軸方向抽出具有第2特徵的像素，上述構成工序，包括第1構成工序，根據具有上述第1特徵的像素構成第1圖像；以及第2構成工序，根據具有上述第2特徵的像素構成第2圖像，且還具有差分運算工序，進行上述第1圖像與上述第2圖像的差分運算；以及，差分圖像生成工序，根據上述差分運算的結果生成差分圖像。
8.如權利要求7所述的圖像處理方法，其特徵在於具有上述第1特徵的像素，是各個像素坐標位置中的上述時間序列排列的所有像素的像素值中的最大像素值，具有上述第2特徵的像素，是各個像素坐標位置中的上述時間序列排列的所有像素的像素值中的最小像素值。
9.一種圖像處理方法，包括輸入工序，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被注入造影劑的被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；圖像重構成工序，其根據上述圖像數據重構成時間序列排列的三維圖像；時間軸方向抽出工序，其對構成上述時間序列排列的三維圖像的各個像素，對每個像素坐標位置，從上述時間序列排列的所有像素中，時間軸方向抽出上述造影劑所引起的造影像最鮮明的最大值像素、與沒有殘留或幾乎沒有殘留上述造影劑的最小值像素；構成工序，其根據上述最大值像素構成造影劑所引起的造影像最鮮明的二維或三維圖像，根據上述最小值像素構成沒有殘留或幾乎沒有殘留上述造影劑的二維或三維圖像；差分運算工序，其對上述造影劑所引起的造影像最鮮明的二維或三維圖像、與沒有殘留或幾乎沒有殘留上述造影劑的二維或三維圖像進行差分運算；以及，差分圖像生成工序，其根據上述差分運算的結果，生成差分圖像。
10.一種圖像處理方法，包括輸入工序，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；時間軸方向濾波工序，其對上述圖像數據中所包含的各個像素，在每個像素坐標位置對上述時間序列排列的所有像素進行時間軸方向濾波處理，並沿上述時間序列進行給定的時間軸方向加權；以及，構成工序，其根據由上述時間軸方向濾波工序實施過時間軸方向濾波處理的上述圖像數據，構成二維或三維圖像。
11.如權利要求10所述的圖像處理方法，其特徵在於上述時間軸方向濾波工序，包括第1濾波工序，用來對上述圖像數據實施至少1個時間軸方向濾波處理，並生成第1濾波圖像數據；以及第2濾波工序，用來對上述圖像數據實施至少1個時間軸方向濾波處理，並生成第2濾波圖像數據，上述構成工序，包括根據上述第1濾波圖像數據構成第1圖像的工序、以及根據上述第2濾波圖像數據構成第2圖像的工序，還包括差分運算工序，進行上述第1圖像與上述第2圖像的差分運算；以及，差分圖像生成工序，根據上述差分運算的結果生成差分圖像。
12.一種圖像處理方法，包括輸入工序，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；計算工序，其計算出上述給定時間內的第1時刻中的上述圖像數據中所包含的各個像素的像素值、與上述給定時間內的第2時刻中的上述圖像數據中所包含的各個像素的像素值的變化量；對上述變化量為給定值以下的區域中所包含的各個像素，對每個像素坐標位置計算出從上述第1時刻到上述第2時刻的像素值的平均值的工序；以及，生成加工圖像的工序，該加工圖像的上述變化量為給定值以下的區域中所包含的各個像素的像素值為上述平均值，且上述變化量大於給定值的區域中所包含的各個像素的像素值為上述圖像數據的像素值。
13.如權利要求12所述的圖像處理方法，其特徵在於上述圖像數據中所包含的各個像素，被與像素值、和色度值、彩度值、亮度值中的至少1個相關聯。
14.一種圖像處理裝置，具有輸入機構，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；時間軸方向抽出機構，其對上述圖像數據中所包含的各個像素，對每個像素坐標位置，從上述時間序列排列的所有像素中時間軸方向抽出符合給定條件的像素；以及，構成機構，其根據由上述時間軸方向抽出機構所時間軸方向抽出的像素，構成二維或三維圖像。
15.一種圖像處理裝置，具備輸入機構，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被注入造影劑的被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；圖像重構成機構，其根據上述圖像數據重構成時間序列排列的三維圖像；時間軸方向抽出機構，其對構成上述時間序列排列的三維圖像的各個像素，對每個像素坐標位置，從上述時間序列排列的所有像素中，時間軸方向抽出上述造影劑所引起的造影像最鮮明的最大值像素、與沒有殘留或幾乎沒有殘留上述造影劑的最小值像素；構成機構，其根據上述最大值像素構成造影劑所引起的造影像最鮮明的二維或三維圖像，根據上述最小值像素構成沒有殘留或幾乎沒有殘留上述造影劑的二維或三維圖像；差分運算機構，其對上述造影劑所引起的造影像最鮮明的二維或三維圖像、與沒有殘留或幾乎沒有殘留上述造影劑的二維或三維圖像進行差分運算；以及，差分圖像生成機構，其根據上述差分運算的結果，生成差分圖像。
16.一種圖像處理裝置，具備輸入機構，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；時間軸方向濾波機構，其對上述圖像數據中所包含的各個像素，在每個像素坐標位置對上述時間序列排列的所有像素進行時間軸方向濾波處理，並沿上述時間序列進行給定的時間軸方向加權；以及，構成機構，其根據由上述時間軸方向濾波機構實施過時間軸方向濾波處理的上述圖像數據，構成二維或三維圖像。
17.一種圖像處理裝置，具備輸入機構，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；計算機構，其計算出上述給定時間內的第1時刻中的上述圖像數據中所包含的各個像素的像素值、與上述給定時間內的第2時刻中的上述圖像數據中所包含的各個像素的像素值的變化量；對上述變化量為給定值以下的區域中所包含的各個像素，對每個像素坐標位置計算出從上述第1時刻到上述第2時刻的像素值的平均值的機構；以及，生成加工圖像的機構，該加工圖像的上述變化量為給定值以下的區域中所包含的各個像素的像素值為上述平均值，且上述變化量大於給定值的區域中所包含的各個像素的像素值為上述圖像數據的像素值。
18.一種醫用圖像診斷支援系統，其中具備醫用圖像攝影裝置，其通過在給定時間內拍攝被檢體，得到時間序列排列的圖像數據；運算裝置，根據上述圖像數據構成二維或三維圖像；以及，顯示裝置，顯示出上述運算裝置所生成的圖像，上述運算裝置，具有輸入機構，輸入上述時間序列排列的圖像數據；時間軸方向抽出機構，其對上述圖像數據中所包含的各個像素，對每個像素坐標位置，從上述時間序列排列的所有像素中時間軸方向抽出符合給定條件的像素；以及，構成機構，其根據由上述時間軸方向抽出機構所時間軸方向抽出的像素，構成二維或三維圖像，上述顯示裝置，顯示出上述構成機構所構成的二維或三維圖像。
19.一種醫用圖像診斷支援系統，其中具備醫用圖像攝影裝置，其通過在給定時間內拍攝被檢體，得到時間序列排列的圖像數據；運算裝置，根據上述圖像數據構成二維或三維圖像；以及，顯示裝置，顯示出上述運算裝置所生成的圖像，上述運算裝置具有輸入機構，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被注入造影劑的被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；圖像重構成機構，其根據上述圖像數據重構成時間序列排列的三維圖像；時間軸方向抽出機構，其對構成上述時間序列排列的三維圖像的各個像素，對每個像素坐標位置，從上述時間序列排列的所有像素中，時間軸方向抽出上述造影劑所引起的造影像最鮮明的最大值像素、與沒有殘留或幾乎沒有殘留上述造影劑的最小值像素；構成機構，其根據上述最大值像素構成造影劑所引起的造影像最鮮明的二維或三維圖像，根據上述最小值像素構成沒有殘留或幾乎沒有殘留上述造影劑的二維或三維圖像；差分運算機構，其對上述造影劑所引起的造影像最鮮明的二維或三維圖像、與沒有殘留或幾乎沒有殘留上述造影劑的二維或三維圖像進行差分運算；以及，差分圖像生成機構，其根據上述差分運算的結果，生成差分圖像，上述顯示裝置，顯示出上述差分圖像生成機構所生成的差分圖像。
20.一種醫用圖像診斷支援系統，其中具備醫用圖像攝影裝置，其通過在給定時間內拍攝被檢體，得到時間序列排列的圖像數據；運算裝置，根據上述圖像數據構成二維或三維圖像；以及，顯示裝置，顯示出上述運算裝置所生成的圖像，上述運算裝置具有輸入機構，輸入上述時間序列排列的圖像數據；時間軸方向濾波機構，其對上述圖像數據中所包含的各個像素，在每個像素坐標位置對上述時間序列排列的所有像素進行時間軸方向濾波處理，並沿上述時間序列進行給定的時間軸方向加權；以及，構成機構，其根據由上述時間軸方向濾波機構實施過時間軸方向濾波處理的上述圖像數據，構成二維或三維圖像，上述顯示裝置，顯示出上述構成機構所構成的二維或三維圖像。
21.一種時間軸方向濾波方法，包括輸入工序，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；以及，時間軸方向濾波工序，其對上述圖像數據中所包含的各個像素，在每個像素坐標位置對上述時間序列排列的所有像素進行時間軸方向濾波處理，並沿上述時間序列進行給定的時間軸方向加權。
22.一種時間軸方向濾波方法，包括輸入工序，其輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據；以及，時間軸方向濾波工序，其對上述圖像數據中所包含的各個像素，在每個像素坐標位置對上述時間序列排列的所有像素在時間軸方向上進行濾波處理，並取得代表各個像素坐標位置的像素值。
23.如權利要求22所述的時間軸方向濾波方法，其特徵在於上述時間軸方向濾波處理，計算出上述給定時間所包含的注目時刻中的上述圖像數據的像素值、上述注目時刻以前的時刻中的上述圖像數據的像素值、以及上述注目時刻以後的時刻中的上述圖像數據的像素值的加法平均值，並將上述加法平均值作為時間軸方向濾波處理結果輸出。
24.如權利要求22所述的時間軸方向濾波方法，其特徵在於上述時間軸方向濾波處理，對上述給定時間所包含的注目時刻中的上述圖像數據的像素值、上述注目時刻以前的時刻中的上述圖像數據的像素值、以及上述注目時刻以後的時刻中的上述圖像數據的像素值，實施與給定的權重係數相乘的處理，根據相乘處理後的像素值計算出加權加法平均值，並將上述加權加法平均值作為時間軸方向濾波處理結果輸出。
25.如權利要求22所述的時間軸方向濾波方法，其特徵在於上述時間軸方向濾波處理，在將上述給定時間內所包括的所有像素按照像素值的大小順序排列的情況下，將為中央值的像素值作為時間軸方向濾波處理結果輸出。
26.如權利要求22所述的時間軸方向濾波方法，其特徵在於上述時間軸方向濾波處理，計算出上述給定時間所包含的注目時刻以前的時刻中的上述圖像數據所包含的像素的像素值、以及上述注目時刻以後的時刻中的上述圖像數據所包含的像素的像素值的差分值，並將上述差分值作為時間軸方向濾波處理結果輸出。
27.如權利要求22所述的時間軸方向濾波方法，其特徵在於上述時間軸方向濾波處理，對上述給定時間所包含的注目時刻中的圖像數據中所包含的像素的像素值實施與給定的正的權重係數相乘的處理，對上述注目時刻以前的時刻中的上述圖像數據所包含的像素的像素值、以及上述注目時刻以後的時刻中的上述圖像數據所包含的像素的像素值實施與給定的負的權重係數相乘的處理，並將與上述給定的正的權重係數相乘處理後的上述注目時刻中的像素值、以及與上述給定的負的權重係數相乘處理後的上述接近時刻以前的時刻中的像素值和上述接近時刻以後的時刻中的像素值相加來計算出加法值，並將上述加法值作為時間軸方向濾波處理結果輸出。
全文摘要
本發明涉及一種圖像處理方法，其特徵在於，包括輸入由醫用圖像攝影裝置在給定時間內拍攝被檢體所得到的時間序列排列的圖像數據的輸入工序；對上述圖像數據中所包含的各個像素，對每個像素坐標位置從上述時間序列排列的所有像素中時間軸方向抽出符合給定條件的像素的時間軸方向抽出工序；以及，根據由上述時間軸方向抽出工序時間軸方向抽出的像素，構成二維或三維圖像的構成工序。
文檔編號A61B5/055GK1878501SQ200480033459
公開日2006年12月13日 申請日期2004年11月8日 優先權日2003年11月12日
發明者後藤大雅, 宮崎靖, 廣川浩一 申請人:株式會社日立醫藥