医用图像处理装置、X 射线诊断装置、医用图像处理方法及X 射线诊断方法

摘要

实施方式的医用图像处理装置具备差分图像取得部、阈值处理部、图像处理部及图像运算部。差分图像取得部取得被检体的X射线造影图像数据及X射线非造影图像数据之间的差分图像数据。阈值处理部对所述差分图像数据或从所述差分图像数据得到的图像数据实施阈值处理。图像处理部对所述阈值处理后的图像数据实施图像处理。图像运算部通过所述差分图像数据与所述图像处理后的图像数据之间的图像运算，生成显示用的图像数据。

说明书

技术领域

本发明的实施方式涉及医用图像处理装置、X射线诊断装置、医用图像 处理方法及X射线诊断方法。

背景技术

作为X射线诊断装置中的摄像法之一，已知DSA（Digital Subtraction Angiography：数字减影血管造影技术）。DSA是收集向被检体注入造影剂前 后的X射线图像数据的差分图像数据并用于诊断的技术。即，在造影剂的 注入前，X射线图像数据作为用于生成差分图像数据的掩膜（mask）图像数 据被收集。另一方面，通过投放造影剂而收集X射线造影（contrast）图 像数据。然后，通过X射线造影图像数据与掩膜图像数据之间的差分处理， 生成用于诊断的DSA图像数据。

如果生成这样的DSA图像数据，则能够取得除去了在血管的观察中不 需要的阴影后的图像数据。即，能够得到选择性地描绘了由造影剂染影的 血管而成的诊断图像数据。因此，能够显示对血管的诊断有用的图像。

在先技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2012-61307号公报

发明内容

发明所要解决的课题

关于在X射线诊断装置中收集的DSA图像数据，希望伪影较少，并且 以更良好的画质取得。另外，DSA图像数据不仅能够在内置于X射线诊断装 置的医用图像处理装置中通过图像处理生成，也能够在外部连接于X射线 诊断装置的医用图像处理装置中通过图像处理生成。

在此，本发明的目的在于，提供一种能够以更良好的画质生成DSA图 像数据的医用图像处理装置、X射线诊断装置、医用图像处理方法及X射线 诊断方法。

解决课题所采用的技术手段

本发明的实施方式的医用图像处理装置具备：差分图像取得部、阈值 处理部、图像处理部及图像运算部。差分图像取得部取得被检体的X射线 造影图像数据及X射线非造影图像数据之间的差分图像数据。阈值处理部 对所述差分图像数据或从所述差分图像数据得到的图像数据实施阈值处 理。图像处理部对所述阈值处理后的图像数据实施图像处理。图像运算部 通过所述差分图像数据与所述图像处理后的图像数据之间的图像运算生成 显示用的图像数据。

此外，本发明的实施方式的X射线诊断装置具备：差分图像取得部、 阈值处理部、图像处理部及图像运算部。差分图像取得部取得被检体的X 射线造影图像数据及X射线非造影图像数据之间的差分图像数据。阈值处 理部对所述差分图像数据或从所述差分图像数据得到的图像数据实施阈值 处理。图像处理部对所述阈值处理后的图像数据实施图像处理。图像运算 部通过所述差分图像数据与所述图像处理后的图像数据之间的图像运算生 成显示用的图像数据。

此外，本发明的实施方式的医用图像处理方法具有：取得被检体的X 射线造影图像数据及X射线非造影图像数据之间的差分图像数据的步骤； 对所述差分图像数据或从所述差分图像数据得到的图像数据实施阈值处理 的步骤；对所述阈值处理后的图像数据实施图像处理的步骤；以及通过所 述差分图像数据与所述图像处理后的图像数据之间的图像运算生成显示用 的图像数据的步骤。

此外，本发明的实施方式的X射线诊断方法具有：取得被检体的X射 线造影图像数据及X射线非造影图像数据之间的差分图像数据的步骤；对 所述差分图像数据或从所述差分图像数据得到的图像数据实施阈值处理的 步骤；对所述阈值处理后的图像数据实施图像处理的步骤；以及通过所述 差分图像数据与所述图像处理后的图像数据之间的图像运算生成显示用的 图像数据的步骤。

附图说明

图1是本发明的实施方式的医用图像处理装置及X射线诊断装置的构 成图。

图2是说明DSA图像数据及基于DSA图像数据的诊断图像数据的生成 方法的图。

图3是表示DSA图像数据及诊断图像数据的生成过程中的图像数据的 像素值的特性的一例的图。

图4是表示DSA图像数据及诊断图像数据的生成过程中的图像数据的 像素值的特性的另一例的图。

图5是表示图2所示的图像处理中使用的函数的例子的图。

图6是通过内置有图1所示的医用图像处理装置的X射线诊断装置收 集被检体的DSA图像数据并显示时的流程的流程图。

具体实施方式

参照附图说明本发明的实施方式的医用图像处理装置、X射线诊断装 置、医用图像处理方法及X射线诊断方法。

图1是本发明的实施方式的医用图像处理装置及X射线诊断装置的构 成图。

X射线诊断装置1具备：摄影系统2、控制系统3、数据处理系统4、 输入装置5及显示装置6。摄影系统2具有：X射线照射部7、X射线检测 器8、驱动机构9及诊视床10。控制系统3具有高压发生装置11及摄影位 置控制装置12。

X射线照射部7具备X射线管，隔着被放置于诊视床10的被检体O与 X射线检测器8相对配置。X射线照射部7及X射线检测器8通过驱动机构 9的驱动，能够一边维持相对位置一边改变相对于被检体O的角度及相对位 置。具体地说，在具备旋转功能的C型臂的两端固定有X射线照射部7及X 射线检测器8。并且，X射线照射部7构成为，能够通过X射线管朝向被检 体O从规定的角度照射X射线，并由X射线检测器8检测透射了被检体O 的X射线。

此外，能够通过驱动机构9调整诊视床10的顶板的倾斜及位置。因此， 除了调整X射线照射部7及X射线检测器8相对于被检体O的角度之外， 通过调整顶板的角度，也能够改变X射线相对于被检体O的照射方向。

此外，在被放置于诊视床10的被检体O的附近，设有用于向被检体O 注入造影剂的造影剂注入装置13。

控制系统3的高压发生装置11是如下的装置：通过对X射线照射部7 的X射线管施加高压，使具有期望的能量的X射线朝向被检体O照射。摄 影位置控制装置12是向驱动机构9输出控制信号并进行控制的装置。即， 通过从摄影位置控制装置12输出至驱动机构9的控制信号，控制X射线照 射部7及X射线检测器8的旋转角度及位置和诊视床10的顶板的倾斜及位 置。

数据处理系统4具有A/D（analog to digital：模/数）变换器14及 计算机15。计算机15通过执行程序而作为医用图像处理装置15发挥功能。 即，在X射线诊断装置1中内置有医用图像处理装置15。

但是，也可以将具有同样功能的独立的医用图像处理装置经由网络与X 射线诊断装置1连接。此外，为了构成内置于X射线诊断装置1的医用图 像处理装置15或经由网络与X射线诊断装置1连接的医用图像处理装置， 也可以使用电路。

医用图像处理装置15具有：图像生成部16、图像取得部17、图像数 据存储部18、差分图像生成部19、阈值处理部20、图像处理部21、图像 运算部22及显示处理部23。

图像生成部16具有如下功能：从X射线检测器8经由A/D变换器14 取得数字化后的X射线检测数据，通过进行数据处理而生成X射线图像数 据。另外，投放造影剂而收集到X射线检测数据的情况下，生成X射线造 影图像数据，不投放造影剂而收集到X射线检测数据的情况下，生成X射 线非造影图像数据。

图像取得部17具有取得在图像生成部16中生成的X射线图像数据的 功能。特别是，在经由网络与X射线诊断装置1连接的独立的医用图像处 理装置中，也可以省略图像生成部16。这种情况下，在图像取得部17中设 置从X射线诊断装置1所具备的图像生成部16经由网络取得X射线图像数 据的功能。

图像数据存储部18是存储由图像取得部17取得的X射线图像数据的 存储装置。

差分图像生成部19具有如下的功能：从图像数据存储部18取得被检 体O的X射线造影图像数据及X射线非造影图像数据并执行差分处理，从 而生成DSA图像数据作为差分图像数据。即，对于被检体O的同一位置拍 摄X射线造影图像数据及X射线非造影图像数据，X射线非造影图像数作为 用于生成DSA图像数据的掩膜图像数据使用。

因此，通过至少包括图像生成部16、图像取得部17及差分图像生成部 19在内的数据处理系统4与摄影系统2及控制系统3协作，在X射线诊断 装置1中具备作为差分图像取得部的功能，该差分图像取得部取得被检体O 的X射线造影图像数据及X射线非造影图像数据之间的差分图像数据。此 外，在医用图像处理装置15中，通过至少包括图像取得部17及差分图像 生成部19在内的构成要素，也具备作为差分图像取得部的功能，该差分图 像取得部取得被检体O的X射线造影图像数据及X射线非造影图像数据之 间的差分图像数据。

在不同的定时摄影在DSA图像数据的生成中使用的X射线造影图像数 据和掩膜图像数据。因此，在X射线造影图像数据及掩膜图像数据的摄影 定时之间，如果被检体O出现移动，则发生位置偏差。因此，生成DSA图 像数据后，有时由于图像数据间的位置偏差而残留有不需要的信号成分。 并且，残留的不需要的信号成分成为DSA图像的伪影。

因此，医用图像处理装置15的阈值处理部20、图像处理部21及图像 运算部22构成为，为了减少由于被检体O的移动等导致的位置偏差而可能 发生的DSA图像数据的伪影，进行数据处理。并且，阈值处理部20、图像 处理部21及图像运算部22中的数据处理后的图像数据作为诊断图像数据 被发送给显示处理部23。

图2是说明DSA图像数据及基于DSA图像数据的诊断图像数据的生成 方法的图。此外，图3是表示DSA图像数据及诊断图像数据的生成过程中 的图像数据的像素值的特性的一例的图，图4是表示DSA图像数据及诊断 图像数据的生成过程中的图像数据的像素值的特性的另一例的图。另外， 在图3及图4的各图表中，横轴表示一维的位置X，纵轴表示各位置处的图 像数据的像素值S。

如图3（A）或图4（A）所示，不投放造影剂而取得的用于生成DSA图 像数据的掩膜图像数据成为具有与各位置相对应的像素值的数据。另一方 面，向被检体O的血管内投放造影剂后，血管内的信号值降低。因此，如 图3（B）或图4（B）所示，X射线造影图像数据在与血管对应的位置具有 比掩膜图像数据更低的像素值，在与背景组织对应的位置成为具有与掩膜 图像数据同样的像素值的数据。

然后，如图2所示，通过从X射线造影图像数据减去掩膜图像数据， 能够生成DSA图像数据。该减法处理如上述那样，在差分图像生成部19中 执行。减法处理的结果是，如图3（C）或图4（C）所示，得到在血管区域 中局部地具有负的像素值、在背景区域中具有零附近的像素值的DSA图像 数据。

背景区域中的正或负的像素值不为零值的原因可以认为是：被检体O 的移动等导致的X射线造影图像数据与掩膜图像数据之间的位置偏差、X射 线光子的颤动导致的X射线量子噪声成分、X射线检测器8等电路中的噪声 成分等。即，如果没有X射线造影图像数据与掩膜图像数据之间的位置偏 差以及其他因素导致的噪声成分，则理想状态下背景区域中的像素值成为 零。但是，由于图像间的位置偏差等，生成了在背景区域中具有正负的像 素值的DSA图像数据。

此外，在差分图像生成部19中，作为差分处理的后处理，为了使DSA 图像数据的各像素值呈现正的值，可以实施偏移处理，该偏移处理是对图3 （C）所示的差分图像数据的各像素值加上一定的像素值的处理。这种情况 下，如图3（D）所示，作为DSA图像数据而得到向正极侧平移了一定的偏 移值ΔS后的差分图像数据。然后，对于像素值成为正值的图像数据，将像 素值变换为亮度值而能够在显示装置6上显示。

但是，可以认为在背景区域中呈现出不是偏移值ΔS的像素值的图像信 号是与噪声或伪影对应的信号。该与噪声或伪影对应的图像信号中，特别 是呈现出大于偏移值ΔS的像素值的图像信号被亮度显示时，比周围的背景 组织更明亮地被显示，因此很显眼。

此外，在血管区域中，成为小于偏移值ΔS的像素值。因此，如果是理 想的DSA图像数据，则不存在呈现出大于偏移值ΔS的像素值的像素。因此， 呈现于大于偏移值ΔS的像素值的像素无论是背景组织的区域还是血管区 域，都能够看作与噪声或伪影对应的像素。

另一方面，如果是图4（C）所示那样的偏移处理前的DSA图像数据， 则呈现正的像素值的像素无论是背景组织的区域还是血管区域，都能够看 作与噪声或伪影对应的像素。

阈值处理部20具有如下的功能：对于作为X射线造影图像数据及X射 线非造影图像数据的差分图像数据而生成的DSA图像数据、或从差分图像 数据通过偏移处理等后处理而得到的DSA图像数据实施阈值处理。

在对X射线造影图像数据及X射线非造影图像数据的差分图像数据实 施阈值处理的情况下，优选为将阈值处理的阈值决定为零。另一方面，对 偏移处理后的DSA图像数据实施阈值处理的情况下，优选为将偏移值决定 为阈值，该偏移处理指的是对X射线造影图像数据及X射线非造影图像数 据的差分图像数据的各像素值加上一定的值的处理。

并且，阈值处理作为将小于阈值的像素值置换为阈值的处理而在阈值 处理部20中执行。即，对偏移处理后的DSA图像数据实施阈值处理的情况 下，如图3（E）所示，小于偏移值ΔS的像素值全部被置换为偏移值ΔS。 另一方面，对差分图像数据实施阈值处理的情况下，如图4（D）所示，负 的像素值全部被置换为零。

即，如图3（E）所示，残留有与噪声或伪影对应的像素值，其他区域 中的像素值成为与背景组织的像素值相当的偏移值ΔS。或者，如图4（D） 所示，残留有与噪声或伪影对应的像素值，其他区域中的像素值成为与背 景组织的像素值相当的零。换言之，与噪声或伪影对应的区域能够作为特 征区域来提取。

另外，也可以不将阈值严格地设为偏移值ΔS或零，而设置任意的富余 量。即，可以将阈值设为偏移值ΔS或零附近的任意的值。但是，至少将阈 值设定为大于等于与背景组织对应的像素值时，能够防止将来自血管的图 像信号误识别为与噪声或伪影对应的信号。即，能够防止将血管区域的一 部分作为特征区域提取。

图像处理部21具有对阈值处理部20中的阈值处理后的图像数据实施 图像处理的功能。更具体地说，能够对阈值处理后的图像数据实施平滑化 （smoothing）处理、使用非线性函数使像素值衰减的处理、阈值处理、常 数倍处理、使动态范围压缩的处理中的至少一个处理。作为动态范围的压 缩处理，可以举出将动态范围压缩为线性的常数倍处理或使用对数函数将 动态范围压缩为非线性的对数变换处理。

图5是表示在图2所示的图像处理中使用的函数的例子的图。

在图5中，横轴表示向在图像处理中使用的函数的输入，纵轴表示从 函数的输出。图5（A）表示使像素值衰减的非线性函数的例子。能够将非 线性函数设为能以像素值越大的部分则成为越大的像素值的方式变换为非 线性的任意函数。具体地说，能够使用高维函数、样条函数、指数函数、 对数函数等任意的非线性函数。

图5（B）表示在阈值处理中使用的函数的例子。如图5（B）所示，通 过阈值处理，能够将小于阈值的像素值置换为零。此外，图5（C）表示在 常数倍处理中使用的一次函数的例子。进行图5（C）所示的常数倍处理时， 能够减小图像数据的起伏。

也可以将用于定义在图像处理中使用的函数的参数设为可变。并且， 通过参数的调整，能够将适当的函数用于图像处理。在图像处理中使用的 函数的选择及参数的调整可以预先通过模拟来进行。

另外，模拟的结果确认到了作为图像处理而进行平滑化处理是合适的。 进行平滑化处理的情况下，生成图3（F）或图4（E）所示那样的图像处理 后的图像数据。

此外，图像处理部21构成为，对于X射线造影图像数据及X射线非造 影图像数据的差分图像数据，没有执行偏移处理作为后处理的情况下，实 施对图像处理前或图像处理后的图像数据的各像素值加上一定的值的偏移 处理。

即，在差分图像生成部19、阈值处理部20及图像处理部21中分别生 成的图像数据不直接成为显示对象。因此，使图像数据的像素值成为正值 的偏移处理也可以在图像处理部21中的图像处理前或图像处理后执行。由 图像处理部21对图像处理后的图像数据实施偏移处理的情况下，图4（E） 所示的图像数据向正极侧平移偏移值ΔS而生成图4（F）所示那样的图像 数据。

图像运算部22具有通过图像处理部21中的图像处理后的图像数据与 差分图像数据之间的图像运算而生成显示用的诊断图像数据的功能。具体 地说，如图2所示，执行从原DSA图像数据减去阈值处理及图像处理后的 DSA图像数据的图像运算。由此，通过阈值处理提取的特征区域中的像素值 被反馈到DSA图像数据。

即，通过从DSA图像数据减去将与噪声及伪影对应的信号值的起伏空 间地压缩后的数据，来生成减少了噪声及伪影的诊断用的图像数据。此外， 不是将与噪声及伪影对应的信号值本身原样从DSA图像数据减去，所以能 够避免生成不自然的诊断图像数据。

另外，成为图像运算的对象的图像数据都是偏移处理后的数据。因此， 诊断用的图像数据具有正的像素值，是能够进行亮度显示的图像数据。

显示处理部23具有如下功能：对于由阈值处理部20、图像处理部21 及图像运算部22生成的诊断图像数据或在差分图像生成部19中生成的DSA 图像数据实施显示用的图像处理并在显示装置6上显示。作为显示用的图 像处理，可以举出灰度处理及空间滤波处理等显示处理。

接下来，说明医用图像处理装置15及X射线诊断装置1的动作及作用。

图6是表示通过内置有图1所示的医用图像处理装置15的X射线诊断 装置1收集被检体O的DSA图像数据并显示时的流程的流程图。

首先，预先通过输入装置5的操作，将DSA图像的收集及生成作为摄 像条件及图像处理条件输入至数据处理系统6。然后，从数据处理系统6向 控制系统3输出摄像条件。此外，将图像处理条件发送给医用图像处理装 置15。

接着，在步骤S1中，将被检体O放置于诊视床10的顶板，从被检体O 收集X射线图像数据。生成DSA图像数据的情况下，从造影剂注入装置13 向被检体O注入造影剂。并且，在造影剂的投放前后收集X射线图像数据。

具体地说，从控制系统3的摄影位置控制装置12输出与摄像条件相应 的控制信号从而驱动机构9驱动。由此，X射线照射部7及X射线检测器8 被定位在规定的位置。另一方面，从控制系统3的高压发生装置11向X射 线照射部7的X射线管施加高压。由此，从X射线管向被检体O的摄像部 位照射X射线。并且，透射被检体O的X射线被X射线检测器8检测到。

接着，X射线检测信号从X射线检测器8经由A/D变换器14被输出至 医用图像处理装置15。由此，在图像生成部16中取得数字化后的X射线检 测数据。并且，图像生成部16通过对X射线检测数据进行公知的数据处理 来生成X射线图像数据。

在图像生成部16中生成的X射线图像数据被发送给图像取得部17。然 后，图像取得部17将取得的X射线图像数据写入图像数据存储部18加以 保存。另外，在造影剂的投放前后收集X射线图像数据。因此，在图像数 据存储部18中保存有X射线造影图像数据及X射线非造影图像数据。

接着，在步骤S2中，医用图像处理装置15判定X射线图像数据是否 为DSA用。并且，在参照图像处理条件判定为是DSA用的情况下，在步骤 S3中，差分图像生成部19从图像数据存储部18读入X射线造影图像数据 及X射线非造影图像数据并执行差分处理。由此，生成差分图像数据。

接着，在步骤S4中，医用图像处理装置15判定作为用于生成DSA图 像数据的图像处理条件是否被指示执行伪影的减少处理。并且，在执行伪 影的减少处理的情况下，在差分图像生成部19中生成的差分图像数据被发 送给阈值处理部20。

接着，在步骤S5中，阈值处理部20对差分图像数据执行阈值处理。 即，将与背景组织对应的图像信号值作为阈值，对差分图像数据执行将低 于阈值的像素值置换为阈值的处理。由此，提取呈现出比与背景组织对应 的图像信号值大的图像信号值的噪声区域及伪影区域。

接着，在步骤S6中，图像处理部21对阈值处理部20中的阈值处理后 的图像数据实施用于减少信号值的起伏的平滑化处理等图像处理。

接着，在步骤S7中，图像运算部22通过图像处理部21中的图像处理 后的图像数据与在差分图像生成部19中生成的差分图像数据之间的图像运 算，生成显示用的诊断图像数据。具体地说，通过从差分图像数据减去与 噪声及伪影对应的图像处理后的图像数据，从差分图像数据除去噪声及伪 影的成分。由此，得到减少了伪影的诊断图像数据。

接着，在步骤S8中，显示处理部23从图像运算部22取得诊断图像数 据并实施显示处理。另外，在步骤S4中，判定为不执行伪影的减少处理的 情况下，在差分图像生成部19中生成的差分图像数据作为诊断图像数据被 发送给显示处理部23。因此，显示处理部23对差分图像数据实施显示处理。 此外，在步骤S2中，在判定为不是DSA用的摄影的情况下，显示处理部23 从图像数据存储部18读入成为显示对象的X射线图像数据。并且，对读入 的X射线图像数据执行显示处理。

接着，在步骤S9中，显示处理部23将显示处理后的诊断图像数据输 出至显示装置6。由此，在显示装置6上显示诊断图像。并且，用户能够观 察显示装置6上显示的诊断图像。

即，以上那样的医用图像处理装置15及X射线诊断装置1通过对DSA 图像数据进行阈值处理来提取噪声成分及伪影成分，进行减少所提取的噪 声成分及伪影成分的起伏的图像处理后，将其从DSA图像数据减去，从而 生成显示用的诊断图像数据。

因此，根据医用图像处理装置15及X射线诊断装置1，在被检体O出 现活动等情况下，也能够减少DSA图像中的伪影。因此，能够显示适于诊 断的DSA图像。

特别是，通过将用于提取噪声成分及伪影成分的阈值设定为大于等于 与背景组织对应的像素值，能够避免将血管区域中的像素值作为噪声成分 及伪影成分提取。因此，通过伪影的减少处理，能够防止血管从成为元数 据的DSA图像数据中消失或产生模糊及浓度变化等副作用。并且，特别是 作为比背景部分明亮的高信号域，能够减少大部分醒目的伪影。

另外，对于比背景部分更暗地显示的伪影，容易通过亮度判断其是伴 随着被检体O的活动的伪影。因此，作为低信号域出现的伪影不会成为诊 断上重大的障碍。

此外，噪声成分及伪影成分以通过平滑化处理等图像处理而减少了起 伏的状态从差分图像数据中减去。即，伪影的边缘部分及噪声的振幅部分 等高频成分以相对变小的状态从差分图像数据中减去。因此，与不进行图 像处理而将噪声成分及伪影成分从差分图像数据中减去的情况相比，能够 减少不自然感。

以上记载了特定的实施方式，但是记载的实施方式只是一例，不限定 发明的范围。这里记载的新的方法及装置能够通过其他各种方式来具体化。 此外，在这里记载的方法及装置的方式中，在不脱离发明的主旨的范围内， 能够进行各种省略、置换及变更。附加的权利要求及其均等物包含在发明 的范围及主旨内，也包含其他各种方式及变形例。

例如，也可以使显示装置6上最终显示的诊断图像数据的信号值的符 号反转。可以在差分图像取得部、阈值处理部20、图像处理部21及图像运 算部22中的至少1个中对成为处理对象的数据执行使信号值的符号反转的 处理。

使信号值的符号反转的处理也可以是，在以信号值不为零的一定的直 线为轴使数据反转后，向反极性侧平行移动以使符号反转的处理。这种情 况下，在数据的反转处理和平行移动处理之间也可以存在其他数据处理。 即，在差分图像取得部、阈值处理部20、图像处理部21及图像运算部22 中的至少1个中执行实质上使信号值的符号反转的处理即可。执行实质上 使信号值的符号反转的处理的情况下，在图像运算部22中，将显示用的图 像数据生成为造影剂是高信号值而较白地描绘出的图像数据。