專利名稱：X射線診斷裝置和圖像處理裝置的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及一種X射線診斷裝置和圖像處理裝置。
背景技術：
以前，將在沿著時序的多個幀之間進行平滑化處理的遞歸濾波等平滑化濾波作為 用于降低X射線圖像的噪聲的方法而廣泛使用。 具體地說，遞歸濾波是以下這樣的濾波，即通過將構成進行了規(guī)定的加權的過去 的幀的像素的像素值與構成處理對象的幀的像素的像素值相加，來降低高頻噪聲(例如， 參考特開2007-330522號公報)。 另外，近年來，在作為梗塞部位的治療法而普及的血管內(nèi)介入(intervention)治 療中，由對X射線圖像進行參考的醫(yī)生使用支架(stent)進行治療。但是，在血管內(nèi)介入治 療中，治療時間有可能是長期的，因此將向患者照射的X射線減少為必要的最低限來攝影X 射線圖像(透視圖像)，在由醫(yī)生參考的X射線圖像中有很多噪聲。因此，通過平滑化濾波 降低透視圖像的噪聲在血管內(nèi)介入治療中是重要的。 但是，上述現(xiàn)有技術有不一定能保證平滑化濾波的噪聲降低效果的問題。 S卩，在針對沿著時序攝影了如心臟那樣始終進行脈動的臟器的X射線圖像適用了
上述遞歸濾波的情況下，由于被施加濾波的對象物在多個幀之間移動，會相反地產(chǎn)生運動
模糊。特別在對心臟中產(chǎn)生的梗塞部位進行血管內(nèi)介入治療的情況下，如果適用上述遞歸
濾波，則由于心臟的脈動而在透視圖像中產(chǎn)生支架的運動模糊。 這樣，無法對運動地攝影了對象物的X射線圖像實施強的遞歸濾波，無法大幅度 地降低X射線圖像的噪聲。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明就是為了解決上述現(xiàn)有技術的問題而提出的，其目的在于提供一種能夠
始終保證平滑化濾波的噪聲降低效果的X射線診斷裝置和圖像處理裝置。
本發(fā)明的一個實施例的X射線診斷裝置具備檢測從X射線管照射并透過了被檢
體的X射線，沿著時序生成X射線圖像的圖像數(shù)據(jù)生成部件；從包含在由上述圖像數(shù)據(jù)生成
部件沿著時序生成的多個X射線圖像中的至少第一圖像和第二圖像中，檢測出規(guī)定的對象
物所具有的特征點的位置的特征點位置檢測部件；根據(jù)由上述特征點位置檢測部件檢測出
的上述第一圖像中的上述特征點的位置和上述第二圖像中的上述特征點的位置，決定上述
第一圖像和上述第二圖像中的平滑化濾波的適用范圍的適用范圍決定部件；根據(jù)由上述適
用范圍決定部件決定的上述平滑化濾波的適用范圍，進行使用了上述第一圖像和上述第二
圖像的平滑化濾波處理的濾波處理部件。 另外，本發(fā)明的其他形式的圖像處理裝置具備從包含在沿著時序生成的多個醫(yī) 用圖像中的至少第一圖像和第二圖像中，檢測出規(guī)定的對象物所具有的特征點的位置的特 征點位置檢測部件；根據(jù)由上述特征點位置檢測部件檢測出的上述第一圖像中的上述特征點的位置和上述第二圖像中的上述特征點的位置，決定上述第一圖像和上述第二圖像中的 平滑化濾波的適用范圍的適用范圍決定部件；根據(jù)由上述適用范圍決定部件決定的上述平 滑化濾波的適用范圍，進行使用了上述第一圖像和上述第二圖像的平滑化濾波處理的濾波 處理部件。


圖1是用于說明實施例1的x射線診斷裝置的結(jié)構的圖。 圖2是用于說明實施例1的圖像處理部件的結(jié)構的圖。 圖3是用于說明標記座標檢測部件的圖。 圖4和圖5是用于說明濾波適用范圍決定部件的圖。 圖6是用于說明實施例1的X射線診斷裝置的處理的流程圖。 圖7是用于說明實施例2的圖像處理部件的結(jié)構的圖。 圖8是用于說明實施例2的X射線診斷裝置的處理的流程圖。 圖9和圖10是用于說明實施例3的濾波處理后圖像生成部件的圖。
具體實施例方式
以下，參考附圖，詳細說明本發(fā)明的X射線診斷裝置和圖像處理裝置的實施例。另 外，以下，作為實施例說明將本發(fā)明適用于X射線診斷裝置的情況。 首先，說明實施例1的X射線診斷裝置的結(jié)構。圖1是用于說明實施例1的X射 線診斷裝置的結(jié)構的圖。 如圖1所示，本實施例的X射線診斷裝置100具備高電壓產(chǎn)生器11、X射線管12、 X射線光圈裝置13、頂板14、C臂15、X射線檢測器16、C臂旋轉(zhuǎn)/移動機構17、頂板移動機 構18、 C臂/頂板機構控制部件19、光圈控制部件20、系統(tǒng)控制部件21、輸入部件22、顯示 部件23、圖像數(shù)據(jù)生成部件24、圖像數(shù)據(jù)存儲部件25、圖像處理部件26。
高電壓產(chǎn)生器11是產(chǎn)生高電壓，將產(chǎn)生的高電壓供給X射線管12的裝置，X射線 管12是利用從高電壓產(chǎn)生部件11供給的高電壓產(chǎn)生X射線的裝置。S卩，高電壓產(chǎn)生器11 透過調(diào)整向X射線管12供給的電壓，來進行向被檢體P照射的X射線量的調(diào)整、向被檢體 P照射X射線的ON/OFF的控制。 X射線光圈裝置13是進行光圈調(diào)整使得針對被檢體P的關注區(qū)域選擇性地照射由 X射線管12產(chǎn)生的X射線的裝置。例如，X射線光圈裝置13具有能夠進行滑動的4個光圈 齒輪，通過使這些光圈齒輪進行滑動，來對X射線管12產(chǎn)生的X射線進行光圈調(diào)整而照射 到被檢體P。 頂板14是承載被檢體P的床(bed)，配置在未圖示的臥臺上。
X射線檢測器16是將用于檢測透過了被檢體P的X射線的X射線檢測元件排列為 矩陣狀的裝置，各X射線檢測元件將透過了被檢體P的X射線變換為電氣信號并積蓄，將積 蓄的電氣信號發(fā)送到后述的圖像數(shù)據(jù)生成部件24。 C臂15是保持X射線管12、X射線光圈裝置13和X射線檢測器16的臂，X射線管 12、 X射線光圈裝置13與X射線檢測器16通過C臂15被配置得夾著被檢體P相對。
C臂旋轉(zhuǎn)/移動機構17是用于使C臂5旋轉(zhuǎn)和移動的裝置，頂板移動機構18是用于使頂板14移動的裝置。 C臂/頂板機構控制部件19通過控制C臂旋轉(zhuǎn)/移動機構17和頂板移動機構18， 來進行C臂15的旋轉(zhuǎn)調(diào)整和移動調(diào)整、頂板14的移動調(diào)整。 光圈控制部件20通過調(diào)整X射線光圈裝置13所具有的光圈齒輪的開度，來控制 X射線的照射范圍。 圖像數(shù)據(jù)生成部件24使用由X射線檢測器16從透過了被檢體P的X射線變換的 電氣信號而生成X射線圖像，將生成的X射線圖像存儲在圖像數(shù)據(jù)存儲部件25中。具體地 說，圖像數(shù)據(jù)生成部件24針對從X射線檢測器16接收到的電氣信號，進行電流/電壓變換、 A/D (模/數(shù))變換、并行/串行變換，生成X射線圖像。 圖像數(shù)據(jù)存儲部件25存儲由圖像數(shù)據(jù)生成部件24生成的X射線圖像。
圖像處理部件26是對圖像數(shù)據(jù)存儲部件25所存儲的X射線圖像，執(zhí)行各種圖像 處理的處理部件。具體地說，圖像處理部件26對X射線圖像執(zhí)行用于降低噪聲的平滑化濾 波處理，對此，將在后面詳細說明。 輸入部件22具有用于由操作X射線診斷裝置100的醫(yī)生、技師等操作者輸入各種 指令(command)的鼠標、鍵盤、按鍵、跟蹤球、控制桿等，將從操作者接受的指令轉(zhuǎn)送到后述 的系統(tǒng)控制部件21。 顯示部件23具有用于顯示用于經(jīng)由輸入部件22從操作者接受指令的GUI (圖形 用戶界面)，或者顯示圖像數(shù)據(jù)存儲部件25所存儲的X射線圖像、由圖像處理部件26進行 了圖像處理的X射線圖像等的監(jiān)視器。 系統(tǒng)控制部件21控制X射線診斷裝置100全體的動作。S卩，系統(tǒng)控制部件21根 據(jù)從輸入部件22轉(zhuǎn)送的來自操作者的指令，控制高電壓產(chǎn)生器11、 C臂/頂板機構控制部 件19、光圈控制部件20，從而進行X射線量的調(diào)整、X射線照射的0N/0FF控制、C臂15的旋 轉(zhuǎn)/移動的調(diào)整、頂板14的移動調(diào)整。 另外，系統(tǒng)控制部件21根據(jù)來自操作者的指令，進行圖像數(shù)據(jù)生成部件24的圖像 生成處理、后述的圖像處理部件26的圖像處理的控制。進而，系統(tǒng)控制部件21進行控制， 使得將用于從操作者接受指令的GUI、圖像數(shù)據(jù)存儲部件25所存儲的X射線圖像、由圖像處 理部件26進行了圖像處理的X射線圖像等顯示在顯示部件23的監(jiān)視器上。
在此，本實施例的X射線診斷裝置100在針對被檢體P的心臟血管中的梗塞部位 利用支架支柱、和帶有氣球的支架進行血管內(nèi)介入治療時，根據(jù)來自操作者的指令，將插入 了支架的梗塞部位作為關注區(qū)域，沿著時序執(zhí)行X射線圖像的透視攝影。另外，在本實施例 中，說明作為支架標記將2個X射線不透射的金屬安裝在支架的氣球部分兩端的情況，但在 作為支架標記而在支架的氣球部分中央安裝了1個X射線不透射的金屬的情況下，也能夠 適用本發(fā)明。 S卩，本實施例的X射線診斷裝置100從X射線管12向被實施血管內(nèi)介入治療的被 檢體P的梗塞部位照射低射線量的X射線，通過X射線檢測器16檢測透過了被檢體P的 X射線，由此將沿著時序順序生成的X射線圖像(透視圖像)存儲在圖像數(shù)據(jù)存儲部件25 中。另外，以下，將存儲在圖像數(shù)據(jù)存儲部件25中的透視圖像記載為X射線圖像。另外，以 下，有以下的情況，即按照時序順序，將沿著時序生成的多個透視圖像記載為"第一幀、第二 幀……"。
另外，本實施例的X射線診斷裝置100的主要特征在于通過執(zhí)行以下使用圖2 圖5詳細說明的圖像處理部件26的處理，能夠始終保證平滑化濾波的噪聲降低效果。另外， 圖2是用于說明實施例1的圖像處理部件的結(jié)構的圖，圖3是用于說明標記座標檢測部件 的圖，圖4和圖5是用于說明濾波適用范圍決定部件的圖。 如圖2所示，圖像處理部件26具備標記座標檢測部件26a、移動向量計算部件 26b、濾波適用范圍決定部件26c、濾波處理后圖像生成部件26d。 標記座標檢測部件26a針對圖像數(shù)據(jù)存儲部件25所存儲的沿著時序的多個X射 線圖像(透視圖像)的每個，檢測出安裝在附帶有氣球的支架上的支架標記的座標。
例如，系統(tǒng)控制部件21在圖像數(shù)據(jù)存儲部件25所存儲的沿著時序的多個X射線 圖像中，如圖3(A)所示那樣，進行控制使得最初生成的X射線圖像(第一幀)顯示在顯示 部件23的監(jiān)視器上。 參考了第一幀的醫(yī)生如圖3(A)所示那樣，經(jīng)由輸入部件22，指定第一幀中的2個 支架標記。由此，標記座標檢測部件26a檢測出第一幀中的2個支架標記各自的座標。
其中，標記座標檢測部件26a如圖3(A)所示那樣，將以在第一幀中指定的2個支 架標記各自的座標為中心的矩形設定為ROI (Regionof Interest)，例如通過相互相關法， 在第二幀以后的其他幀中檢索與所設定的ROI內(nèi)的圖形類似的圖形，檢測出相互相關值最 高的座標作為支架標記的座標。 另外，在圖3 (A)中，說明了由醫(yī)生指定了 2個位置的支架標記的情況，但本發(fā)明并 不只限于此，也可以是由醫(yī)生指定了 l個位置的支架標記的情況。在該情況下，標記座標檢 測部件26a在第一幀中，也使用根據(jù)指定的支架標記的座標設定的ROI執(zhí)行相互相關法，檢 測出另一個支架標記的座標。 另外，也可以通過以下說明的方法檢測出支架標記的座標。即，標記座標檢測部件 26a使用表示安裝在實際在治療中使用的支架上的支架標記在X射線圖像中所具有的形狀 和亮度的特征的教師圖像，檢測出支架標記的座標。 例如，如圖3(B)所示，將支架標記的X射線圖像另外存儲為教師圖像，標記座標檢 測部件26a在各幀中檢索與教師圖像類似的圖案(pattern)。另外，標記座標檢測部件26a 從檢索到的支架標記的候補區(qū)域中檢測出類似度最高的區(qū)域的座標，從而檢測出支架標記 的座標。 返回圖2，移動向量計算部件26b將多個X射線圖像中的第一幀作為基準圖像，將 在第一幀中由標記座標檢測部件26a檢測出的支架標記的座標作為基準座標。另外，移動 向量計算部件26b將在第二幀以后的各個X射線圖像中由標記座標檢測部件26a檢測出的 支架標記的座標與基準座標進行比較。 由此，移動向量計算部件26b計算出第二幀以后的各幀中的支架標記的座標相對 于基準座標的移動向量。 例如，如果假設在時刻"T = tO"對第一幀進行攝影，在時刻"T = tl"對第二幀進 行攝影，在"T = t2"對第三幀進行攝影，則移動向量計算部件26b對第二幀的支架標記的 座標和第一幀的支架標記的座標(基準座標)進行比較，計算出第二幀的移動向量作為"向 量V1"。同樣，移動向量計算部件26b對第三幀的支架標記的座標與基準座標進行比較，計 算出第三幀的移動向量作為"向量V2"。
濾波適用范圍決定部件26c根據(jù)由移動向量計算部件26b計算出的移動向量，在 多個X射線圖像各自中使用于降低噪聲的平滑化濾波即遞歸濾波的適用范圍移動并決定。
在此，遞歸濾波是通過將構成處理對象的X射線圖像(處理對象圖像)的像素的 像素值與對構成在處理對象圖像以前生成的X射線圖像(過去幀)即參考圖像的像素的像 素值進行了規(guī)定的加權的值進行相加，來降低處理對象圖像的噪聲的濾波。即，遞歸濾波通 過使用在處理對象圖像和參考圖像中對應(座標相同)的像素的像素值，來降低處理對象 圖像的噪聲。 但是，在由于心臟的脈動而支架移動了的情況下，X射線圖像中的支架的位置沿著 時序進行移動，因此在使用第一幀進行第二幀的噪聲降低處理，或者使用第二幀進行第三 幀的噪聲降低處理時，如果固定適用范圍，則會相反地產(chǎn)生運動模糊。即，如圖4所示，如果 固定適用遞歸濾波的范圍(適用范圍)(即全部的幀都使用相同的座標軸)，則根據(jù)位于同 一座標的處理對象圖像的像素和參考圖像的像素，會描繪出不同的物體。
因此，濾波適用范圍決定部件26c根據(jù)由移動向量計算部件26b計算出的移動向 量，通過座標變形而使各幀中的遞歸濾波的適用范圍移動并決定。即，濾波適用范圍決定 部件26c根據(jù)移動向量(向量V1和向量V2)，如圖5所示那樣，通過座標變形而使第二幀 和第三幀各自的座標軸移動，使適用范圍移動。作為上述座標變形，可以列舉平行移動、旋 轉(zhuǎn)移動、仿射變換等處理。另外，作為遞歸濾波的適用范圍，具體地說，為以下所示的大小 (size)。例如，如果設圖像大小是"1000 X 1000"的大小，則濾波適用范圍決定部件26c在 將遞歸濾波的適用范圍設定為"3X3" "30X30"的大小的基礎上，根據(jù)移動向量，使適用 范圍移動。例如，濾波適用范圍決定部件26c在將遞歸濾波的適用范圍設定為"9X9"的大 小的基礎上，根據(jù)移動向量，使適用范圍移動。 由此，如圖5所示，通過移動后的座標軸上位于同一座標上的處理對象圖像的像 素和參考圖像的像素，描繪出同一物體。 返回圖3，濾波處理后圖像生成部件26d在處理對象圖像和參考圖像各自中由濾 波適用范圍決定部件26c決定了的適用范圍之間，進行遞歸濾波的處理，由此根據(jù)處理對 象圖像，生成基于參考圖像的濾波處理后圖像。 具體地說，濾波處理后圖像生成部件26d在處理對象圖像和參考圖像各自的適用 范圍之間對應的像素中，將對參考圖像的像素值進行了規(guī)定的加權的值與處理對象圖像的 像素值相加，生成濾波處理后圖像。 系統(tǒng)控制部件21進行控制，使得沿著時序?qū)⒂蔀V波處理后圖像生成部件26d順序 生成的濾波處理后圖像順序地顯示在顯示部件23的監(jiān)視器上。 接著，使用圖6，說明實施例1的X射線診斷裝置100的處理。圖6是用于說明實 施例1的X射線診斷裝置的處理的流程圖。 如圖6所示，如果實施例1的X射線診斷裝置100開始對插入了支架的被檢體P 的梗塞部位進行X射線圖像的透視攝影，沿著時序的多個X射線圖像被存儲在圖像數(shù)據(jù)存 儲部件25中(步驟S601的肯定)，標記座標檢測部件26a在各X射線圖像各自中，檢測出 支架標記的座標(步驟S602，參考圖3)。 另外，移動向量計算部件26b將在基準圖像(第一幀)中檢測出的支架標記的座 標作為基準座標，計算出在第二幀以后的X射線圖像各自中檢測出的支架標記的座標相對于基準座標的移動向量(步驟S603)。 接著，濾波適用范圍決定部件26c根據(jù)由移動向量計算部件26b計算出的移動向 量，在多個X射線圖像各自中使遞歸濾波的適用范圍移動而決定(步驟S604，參考圖4)。
然后，濾波處理后圖像生成部件26d使用由濾波適用范圍決定部件26c決定的適 用范圍，生成濾波處理后圖像(步驟S605)。 S卩，濾波適用范圍決定部件26c在處理對象圖 像和參考圖像各自中決定的適用范圍之間，進行遞歸濾波的處理，由此從處理對象圖像，生 成基于參考圖像的濾波處理后圖像。 另外，系統(tǒng)控制部件21進行控制，使得沿著時序?qū)⒂蔀V波處理后圖像生成部件 26d順序地生成的濾波處理后圖像順序地顯示在顯示部件23的監(jiān)視器上(步驟S606)，結(jié) 束處理。 如上所述，在實施例1中，如果將沿著時序的多個X射線圖像存儲在圖像數(shù)據(jù)存儲 部件25中，則標記座標檢測部件26a在各X射線圖像各自中檢測出支架標記的座標，移動 向量計算部件26b將在基準圖像(第一幀)中檢測出的支架標記的座標作為基準座標，計 算出在第二幀以后的X射線圖像各自中檢測出的支架標記的座標相對于基準座標的移動向量。 另外，濾波適用范圍決定部件26c根據(jù)由移動向量計算部件26b計算出的移動向 量，在多個X射線圖像各自中使遞歸濾波的適用范圍移動而決定，濾波處理后圖像生成部 件26d在處理對象圖像和參考圖像各自中決定的適用范圍之間，進行遞歸濾波的處理，由 此從處理對象圖像生成基于參考圖像的濾波處理后圖像。另外，系統(tǒng)控制部件21進行控 制，使得沿著時序?qū)⒂蔀V波處理后圖像生成部件26d順序地生成的濾波處理后圖像順序地 顯示在顯示部件23的監(jiān)視器上。 因此，在對如心臟那樣運動的臟器進行攝影的情況下，通過使適用范圍進行移動， 也能夠避免由于使用過去的幀(參考圖像)的信息而由遞歸濾波產(chǎn)生運動模糊的情況，如 以上所述的主要特征那樣，能夠始終保證平滑化濾波(遞歸濾波)的噪聲降低效果。另外， 以前，在根據(jù)標記的位置進行噪聲降低處理的情況下，與濾波處理一起，進行了對圖像全體 進行圖像變形的處理。但是，在實施例1中，由于只通過使適用范圍移動的濾波處理來進行 噪聲降低，所以能夠高速地進行處理，進而，能夠避免有可能由于圖像變形而產(chǎn)生的圖像的 失真。 在上述的實施例1中，說明了平滑化濾波的處理對象是作為原始圖像的X射線圖 像的情況，但在實施例2中，說明平滑化濾波的處理對象是從原始圖像中分離出的高頻成 分圖像的情況。 首先，使用圖7，說明實施例2中的圖像處理部件26的結(jié)構。圖7是用于說明實施 例2的圖像處理部件的結(jié)構的圖。 實施例2中的X射線診斷裝置100具有與圖1所示的實施例1的X射線診斷裝置 100相同的結(jié)構，但如圖7所示，實施例2的圖像處理部件26與圖2所示的實施例1的圖像 處理部件26相比，新具有頻率成分分離部件26e，另外，標記座標檢測部件26a、移動向量計 算部件26b、濾波適用范圍決定部件26c和濾波處理后圖像生成部件26d的處理內(nèi)容與實施 例1不同。以下，以這些為中心進行說明。 在進行血管內(nèi)介入治療的臨床現(xiàn) 中，重要的是降低X射線圖像內(nèi)的包含作為運動物體的支架的周圍區(qū)域的噪聲，提高可識別性。另一方面，與包含支架的周圍區(qū)域相比， 提高支架以外與心臟相比運動較少的背景物體(例如，肺、橫膈膜等)的可識別性并不重要 的。 在此，支架等運動物體包含在X射線圖像的高頻成分中，背景物體包含在X射線圖 像的低頻成分中。因此，圖7所示的頻率成分分離部件26e將多個X射線圖像各自分離為 高頻成分圖像和低頻成分圖像。 實施例2的標記座標檢測部件26a針對由頻率成分分離部件26e從原始圖像中分 離出的高頻成分圖像，進行支架標記的座標檢測處理。 實施例2的移動向量計算部件26b使用由標記座標檢測部件26a檢測出的高頻成
分圖像中的支架標記的座標，進行移動向量的計算處理。即，實施例2的移動向量計算部件
26b將在第一幀的高頻成分圖像中檢測出的支架標記的座標作為基準座標，計算出在第二
幀以后的高頻成分圖像各自中檢測出的支架標記的座標相對于基準座標的移動向量。 實施例2的濾波適用范圍決定部件26c使用由移動向量計算部件26b計算出的高
頻成分圖像的移動向量，進行適用范圍的決定處理(即座標軸的移動處理)。 實施例2的濾波處理后圖像生成部件26d在參考圖像和處理對象圖像各自的高頻
成分圖像的適用范圍之間適用遞歸濾波的基礎上，與處理對象圖像的低頻成分圖像進行合
成，由此生成濾波處理后圖像。即，通過將進行了噪聲降低的支架圖像與背景物體的圖像進
行合成，來生成濾波處理后圖像。 接著，使用圖8，說明實施例2的X射線診斷裝置100的處理。圖8是用于說明實 施例2的X射線診斷裝置的處理的流程圖。 如圖8所示，如果實施例2的X射線診斷裝置100開始對插入了支架的被檢體P 的梗塞部位進行X射線圖像的透視攝影，將沿著時序的多個X射線圖像存儲在圖像數(shù)據(jù)存 儲部件25中(步驟S801的肯定)，則頻率成分分離部件26e將多個X射線圖像分別分離為 高頻成分圖像和低頻成分圖像(步驟S802)。 另外，標記座標檢測部件26a在從各X射線圖像分離出的高頻成分圖像各自中，檢 測出支架標記的座標(步驟S803)。 接著，移動向量計算部件26b在第二幀以后的高頻成分圖像各自中，計算出移動 向量(步驟S804)。 然后，濾波適用范圍決定部件26c根據(jù)由移動向量計算部件26b計算出的移動向
量，在高頻成分圖像各自中，使遞歸濾波的適用范圍移動并決定(步驟S805)。 進而，濾波處理后圖像生成部件26d在使用濾波適用范圍決定部件26c決定的適
用范圍，對高頻成分圖像進行遞歸濾波的濾波處理的基礎上，合成低頻成分圖像，生成濾波
后圖像(步驟S806)。 另外，系統(tǒng)控制部件21進行控制，使得沿著時序?qū)⒂蔀V波處理后圖像生成部件 26d順序生成的濾波處理后圖像順序地顯示在顯示部件23的監(jiān)視器上(步驟S807)，結(jié)束 處理。 如上所述，在實施例2中，只對支架等運動物體，使適用范圍移動而確實地降低噪 聲，由此，能夠靈活地執(zhí)行進行血管內(nèi)介入治療的醫(yī)生的治療行為。 另外，在本實施例中，說明了不對低頻成分圖像進行圖像處理的情況，但本發(fā)明并不只限于此，例如也可以是在對低頻成分圖像進行抑制對比度的圖像處理的基礎上，再與 進行了遞歸濾波處理的高頻成分圖像進行合成的情況。 在實施例3中，使用圖9和圖10，說明與上述實施例1和實施例2不同的噪聲降低 處理的情況。另外，圖9和圖10是用于說明實施例3中的濾波處理后圖像生成部件的圖。
實施例3的濾波處理后圖像生成部件26d在進行濾波適用范圍決定部件26c的 適用范圍決定處理后，禾U用"Nambu K， Iseki H. A noisereduction method based on a statistical test of high dimensional pixelvectors for dynamic and volumetric images. Riv Neuroradiol 2005 ;18 :21-33.，，以及"Nishiki， Method for reducing noise in X_ray images byaveraging pixels based on the normalized difference with the relevantpixel， Radiological Physics and Technology, Vol 2， 2008，，所記載的空間濾波 來執(zhí)行噪聲降低處理。 S卩，濾波處理后圖像生成部件26d使用在參考圖像的適用范圍中與處理對象圖像 對應的像素的像素值，計算出處理對象圖像內(nèi)的各像素與空間方向上的規(guī)定范圍內(nèi)的像素 的差異值。另外，濾波處理后圖像生成部件26d與計算出的差異值的大小對應地，變更處理 對象圖像內(nèi)的各像素的加權，由此，新計算出處理對象圖像的各像素的像素值，生成濾波處 理后圖像。 具體地說，首先，實施例3的濾波處理后圖像生成部件26d計算處理對象圖像的處 理對象像素、與同一空間內(nèi)(處理對象圖像內(nèi))位于處理對象像素的周圍的周圍像素群各
自的像素值的差異值。這時，濾波處理后圖像生成部件26d也考慮到在時序方向上位于適 用范圍的同一座標的像素的像素值，計算差異值。 例如，濾波處理后圖像生成部件26d在第三幀是處理對象圖像的情況下，將第一 幀和第二幀作為參考圖像，如圖9的(A)所示那樣，在使其座標重合地使第一幀、第二幀和 第三幀重合了的基礎上，如以下說明的那樣計算出第三幀的處理對象像素"X/，與周圍像素 群的一個的像素'13—的像素值的差異值。 濾波處理后圖像生成部件26d如圖9(A)所示那樣，根據(jù)以像素"X/為中心的位 于"3像素X3像素X3像素"內(nèi)的空間方向和時序方向的合計27像素各自的像素值、以像 素"V/'為中心的位于"3像素X3像素X3像素"內(nèi)的空間方向和時序方向的合計27像 素各自的像素值，計算出像素"X3"與像素"Y3—的差異值。 同樣，濾波處理后圖像生成部件26d如圖9(A)所示，根據(jù)空間方向和時序方向的 合計27像素的像素值，計算第三幀的像素'％"與由"像素"Y3—/，、像素"Y3—2"、像素"Y3—3"、 像素'13—4"圍住的"11像素Xll像素"內(nèi)所包含的周圍像素群(121像素)各自的各差異 值。即，濾波處理后圖像生成部件26d也使用第一和第二幀的對應像素，計算像素"X/'自 身的差異值。 另外，濾波處理后圖像生成部件26d如圖9(B)所示，根據(jù)與差異值對應地預先設 定的"加權"，取得根據(jù)第三幀中的包含像素"X/，的121像素分別計算出的差異值所對應的 "加權"。另外，濾波處理后圖像生成部件26d針對各像素的像素值，在分別乘以所取得的"加 權"的基礎上計算合計值，將"加權后的像素值的合計值"除以"加權的合計值"，由此計算出 像素"X/，的新的像素值，從而根據(jù)第三幀生成降低了噪聲的濾波處理后圖像。另外，可以 由X射線診斷裝置100的管理者，任意地設定變更與差異值對應的"加權"的值(例如參考
11圖9(B)所示的實線和虛線)。 在此，另外說明在濾波處理后圖像生成部件26d的空間濾波處理中也需要濾波適 用范圍決定部件26c的適用范圍決定處理的情況。在由于心臟的脈動而支架移動了的情況 下，如圖10(A)所示，如果空間濾波的適用范圍被固定了 (在全部的幀中都使用了相同的座 標軸)，則根據(jù)位于同一座標的處理對象圖像的像素和參考圖像的像素，會描繪出不同的物 體。 S卩，如果空間濾波的適用范圍被固定了，則即使在空間方向的規(guī)定范圍(例如上 述11像素X 11像素的范圍)中，使用時序不同的像素的像素值計算出差異值，在前面幀 (第一幀和第二幀)的相同位置(座標)上，也不存在同一物體，其結(jié)果是差異值變大。因 此，如圖10(A)所示，加權變小，不能進行平滑化，無法降低噪聲。 因此，在實施例3中，濾波處理后圖像生成部件26d如圖10(B)所示，也使用由濾 波適用范圍決定部件26c根據(jù)移動向量移動了的適用范圍，使得在各幀中同一物體存在于 相同的座標。由此，例如在由于心臟的脈動而圖像內(nèi)的物體(支架)移動了的情況下，濾波 處理后圖像生成部件26d如圖10(B)所示，也能夠在各幀中確實地減小"相似的區(qū)域"的差 異值，以適當?shù)募訖噙M行平滑化處理，降低處理對象圖像的噪聲。 另夕卜，實施例3的X射線診斷裝置100的處理與使用圖6說明了的實施例1的X 射線診斷裝置100的處理相比，只有在步驟S605中使用的平滑化濾波是上述空間濾波這一 點上是不同的，因此，省略說明。另外，與實施例1同樣地，作為空間濾波的適用范圍，具體 地說，為以下所示的大小。例如，如果假設圖像大小是"1000X1000"的大小，則濾波適用范 圍決定部件26c在將空間濾波的適用范圍設定為"3X3" "30X30"的大小的基礎上，根 據(jù)移動向量，使適用范圍移動。例如，濾波適用范圍決定部件26c在將空間濾波的適用范圍 設定為"9X9"的大小的基礎上，根據(jù)移動向量，使適用范圍移動。 另外，在實施例3中，也可以如實施例2所說明的那樣，在將原始圖像分離為高頻
成分圖像和低頻成分圖像的基礎上，只對高頻成分圖像執(zhí)行空間濾波的處理。 如上所述，在實施例3中，即使在使用以下這樣的空間濾波，即使用與利用參考圖
像(過去幀)計算出的差異值對應的加權，只根據(jù)構成處理對象圖像的像素的像素值，生
成濾波處理后圖像的空間濾波的情況下，也能夠始終保證噪聲降低效果。另外，在實施例3
中，也與實施例1同樣地，只通過使適用范圍移動的濾波處理，來進行噪聲降低，因此能夠
高速地進行處理，進而，能夠避免由于在現(xiàn)有的濾波處理中進行的圖像變形而有可能造成
的圖像失真。 另外，在上述實施例1 3中，說明了針對通過透視攝影而生成的X射線圖像執(zhí)行 平滑化濾波處理的情況，但本發(fā)明并不只限于此，也可以是針對通過X射線量比透視攝影 大的通常攝影所生成的X射線圖像，來執(zhí)行平滑化濾波處理的情況。 另外，在上述實施例1 3中，說明了圖像處理部件26組合在X射線診斷裝置100 中的情況，但本發(fā)明并不只限于此，也可以是從X射線診斷裝置100獨立地設置圖像處理部 件26的情況。在該情況下，圖像處理部件26針對從X射線診斷裝置100接收到的X射線 圖像，執(zhí)行平滑化濾波處理。進而，也可以是由圖像處理部件26對從多個X射線診斷裝置 接收到的X射線圖像執(zhí)行平滑化濾波處理的情況。另外，作為圖像處理部件26的處理對象 的X射線圖像，也可以是由X射線CT(computed tomogr即hy)裝置生成的X射線圖像。進而，也可以是圖像處理部件26的處理對象的圖像是由MRI (Magnetic Resonancelmaging)
裝置生成的MRI圖像、由超聲波診斷裝置生成的超聲波圖像等醫(yī)用圖像的情況。 另外，在上述實施例1 3中，說明了使用支架標記來移動平滑化濾波的適用范圍
的情況，但本發(fā)明并不只限于此，也可以是使用其他物體作為標記而移動平滑化濾波的適
用范圍的情況。 例如，也可以是以下的情況將插入支架的導管時使用導線(guide wire)的前端 部分、標記線(marker wire)的標記等檢測為標記座標，來移動平滑化濾波的適用范圍。
另外，在上述實施例1 3中，說明了將血管內(nèi)介入治療作為參考X射線圖像進行 的治療，使用支架作為治療用工具的情況，但本發(fā)明也可以針對在參考X射線圖像執(zhí)行的 各種治療中使用的治療用工具，適用本發(fā)明。 例如，通過將在脈率不整的治療中使用的電氣生理用導管的電極、為了對難以用 氣球和支架等擴張的硬的梗塞部位進行治療而使用的rotor brator的電鉆、在方向性冠狀 動脈切除手術中使用的導管的前端進行開孔的金屬性的筒、用于檢查梗塞部位的血管內(nèi)的 狀況的帶有超聲波發(fā)送接收功能的導管等作為標記，從而能夠在使用了這些治療用設備的 治療中適用本發(fā)明。
權利要求
一種X射線診斷裝置，其特征在于包括圖像數(shù)據(jù)生成部件(24)，檢測從X射線管(12)照射并透過了被檢體的X射線，沿著時序生成X射線圖像；特征點位置檢測部件(26a)，從包含在由上述圖像數(shù)據(jù)生成部件(24)沿著時序生成的多個X射線圖像中的至少第一圖像和第二圖像中，檢測出規(guī)定的對象物所具有的特征點的位置；適用范圍決定部件(26c)，根據(jù)由上述特征點位置檢測部件(26a)檢測出的上述第一圖像中的上述特征點的位置和上述第二圖像中的上述特征點的位置，決定上述第一圖像和上述第二圖像中的平滑化濾波的適用范圍；濾波處理部件(26d)，根據(jù)由上述適用范圍決定部件(26c)決定的上述平滑化濾波的適用范圍，進行使用了上述第一圖像和上述第二圖像的平滑化濾波處理。
2. 根據(jù)權利要求1所述的X射線診斷裝置，其特征在于還包括分離部件(26e)，將上述多個X射線圖像分別分離為高頻成分圖像和低頻成分圖像，其中上述特征點位置檢測部件(26a)和上述適用范圍決定部件(26c)對由上述分離部件 (26e)分離出的上述高頻成分圖像各個，進行上述特征點的位置檢測處理和上述適用范圍 的決定處理，上述濾波處理部件(26d)在上述第一圖像和上述第二圖像各個的高頻成分圖像的適 用范圍之間，進行上述平滑化濾波處理，并合成對應的低頻成分圖像。
3. 根據(jù)權利要求1所述的X射線診斷裝置，其特征在于上述濾波處理部件(26d)進行以下這樣的平滑化濾波處理，即在上述第一圖像和上述 第二圖像各自的適用范圍之間對應的像素中，將對處理對象以外的圖像的像素值進行了規(guī) 定的加權的值與處理對象的圖像的像素值相加。
4. 根據(jù)權利要求2所述的X射線診斷裝置，其特征在于上述濾波處理部件(26d)進行以下這樣的平滑化濾波處理，即在上述第一圖像和上述 第二圖像各自的適用范圍之間對應的像素中，將對處理對象以外的圖像的像素值進行了規(guī) 定的加權的值與處理對象的圖像的像素值相加。
5. 根據(jù)權利要求1所述的X射線診斷裝置，其特征在于上述濾波處理部件(26d)進行以下這樣的平滑化濾波處理，即在上述第一圖像和上述 第二圖像各自的適用范圍之間，計算出處理對象的圖像內(nèi)的位于空間方向的規(guī)定范圍內(nèi)的 像素的像素值與處理對象以外的圖像內(nèi)的對應的像素的像素值的差異值，與計算出的差異 值的大小對應地變更該處理對象的圖像內(nèi)的各像素的加權，由此計算出新的像素值。
6. 根據(jù)權利要求2所述的X射線診斷裝置，其特征在于上述濾波處理部件(26d)進行以下這樣的平滑化濾波處理，即在上述第一圖像和上述 第二圖像各自的適用范圍之間，計算出處理對象的圖像內(nèi)的位于空間方向的規(guī)定范圍內(nèi)的 像素的像素值與處理對象以外的圖像內(nèi)的對應的像素的像素值的差異值，與計算出的差異 值的大小對應地變更該處理對象的圖像內(nèi)的各像素的加權，由此計算出新的像素值。
7. —種圖像處理裝置，其特征在于包括特征點位置檢測部件(26a)，從包含在沿著時序生成的多個醫(yī)用圖像中的至少第一圖像和第二圖像中，檢測出規(guī)定的對象物所具有的特征點的位置；適用范圍決定部件(26c)，根據(jù)由上述特征點位置檢測部件(26a)檢測出的上述第一 圖像中的上述特征點的位置和上述第二圖像中的上述特征點的位置，決定上述第一圖像和 上述第二圖像中的平滑化濾波的適用范圍；濾波處理部件(26d)，根據(jù)由上述適用范圍決定部件(26c)決定的上述平滑化濾波的 適用范圍，進行使用了上述第一圖像和上述第二圖像的平滑化濾波處理。
全文摘要
在本發(fā)明的X射線診斷裝置中，如果將沿著時序的多個X射線圖像存儲在圖像數(shù)據(jù)存儲部件(25)中，則標記坐標檢測部件(26a)在各X射線圖像各自中，檢測出支架標記的坐標，移動向量計算部件(26b)將在第一幀中檢測出的支架標記的坐標作為基準坐標，計算出在第二幀以后的X射線圖像各自中檢測出的支架標記的坐標相對于基準坐標的移動向量。另外，濾波適用范圍決定部件(26c)根據(jù)移動向量，在X射線圖像各自中使平滑化濾波的適用范圍移動而決定，濾波處理后圖像生成部件(26d)在處理對象圖像和參考圖像各自中決定的適用范圍之間進行平滑化濾波處理，由此生成濾波處理后圖像。
文檔編號G01T1/00GK101744623SQ20091025312
公開日2010年6月23日 申請日期2009年12月4日 優(yōu)先權日2008年12月5日
發(fā)明者南部恭二郎, 坂口卓彌, 白石邦夫, 西木雅行 申請人:株式會社東芝;東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會社