图像处理方法、图像处理装置、医用图像诊断支援系统以及时间轴方向滤波方法

摘要

本发明涉及一种图像处理方法，其特征在于，包括：输入由医用图像摄影装置在给定时间内拍摄被检体所得到的时间序列排列的图像数据的输入工序；对上述图像数据中所包含的各个像素，对每个像素坐标位置从上述时间序列排列的所有像素中时间轴方向抽出符合给定条件的像素的时间轴方向抽出工序；以及，根据由上述时间轴方向抽出工序时间轴方向抽出的像素，构成二维或三维图像的构成工序。

说明书

技术领域

本发明涉及一种图像处理方法、图像处理装置、医用图像诊断支援系统以及时间轴方向滤波方法，特别涉及一种为了根据以X线CT(computedtomography)装置、MRI(magnetic resonance imaging)装置、以及US(ultrasound)摄影装置为代表的医用图像摄影装置所取得的图像数据，进行特定的显示，能够将图像数据中所包含的像素抽出或重排列的图像处理方法、图像处理装置、医用图像诊断支援系统以及时间轴方向滤波方法。

背景技术

使用造影剂的血管摄影，通过X线CT装置、MRI装置、US装置等进行。

通过X线CT装置进行使用造影剂的血管摄影，被称作CTA(computedtomography angiography)，通过MRI装置进行使用造影剂的血管摄影，被称作MRA(magnetic resonance imaging angiography)。

专利文献1作为其应用，公开了通过造影图像显示来进行造影剂流入的历时显示的造影图像显示方法。该方法中，为了只抽出造影血管，使用DigitalSubtraction Angiography(以下称作“DSA”)方法。该DSA，是拍摄造影前与造影后的图像来显示差分的方法。专利文献1中所公开的造影图像显示方法，每给定的时间用DSA求出通过某个剖面的造影剂像，将这些造影剂像历时排列起来，显示出该剖面中的造影剂像的时间推移。由于造影剂像表示造影剂的量，因此能够得到该剖面中的造影剂量的时间推移。

但是，这样的造影图像显示方法，虽然能够确认剖面中的造影剂的量，但无法显示被造影的血管等空间性三维图像。

专利文献1：特开平11-137552号公报

发明内容

本发明所要解决的问题是，根据沿着时间序列拍摄到的图像数据显示出所期望的图像，例如将被造影的血管的全体像作为空间三维图像显示出来。

另外，提供一种造影剂的量与以往相比不变，不会产生因摄影时刻或摄影位置的误差或造影剂的血管内的浓度值所引起的不均匀的斑点的、造影血管的显示图像，防止因摄影的重复所引起的被检物的被曝光量的增大。

再有，在抽出特定区域的情况下，能够缩短运算所需要的时间，且消除操作者的个人差别所引起的区域抽出精度的偏差。

本发明所涉及的图像处理方法，包括：输入工序，其输入由医用图像摄影装置在给定时间内拍摄被检体所得到的时间序列排列的图像数据；时间轴方向抽出工序，其对上述图像数据中所包含的各个像素，对每个像素坐标位置，从上述时间序列排列的所有像素中时间轴方向抽出符合给定条件的像素；以及构成工序，其根据由上述时间轴方向抽出工序所时间轴方向抽出的像素，构成二维或三维图像。

本发明中的“二维或三维图像”，是指位置坐标使用两坐标或三坐标来表示的图像。

另外，本发明中的“二维图像”中，除了拍摄特定剖面所得到的剖面像之外，还包括将拍摄被检体所得到的三维图像数据投影后得到的二维投影图像。

另外，本发明中的“将像素抽出”是指，抽出用来确定给定时间内的某个时刻中的像素的数据，包括对每个像素坐标位置从时间序列排列的所有像素中，为了确定某个时刻中的像素而抽出像素坐标位置以及时间坐标，或只抽出指定某个时刻的数据，或时间轴方向抽出对应某个时刻中的像素的像素值。

另外，本发明所涉及的“时间轴方向滤波”指的是，对时间序列排列的图像数据或像素，进行用来在时间轴方向上产生给定的作用的处理，例如：时间轴方向抽出，从时间序列排列的图像数据中，抽出时间轴方向满足最大值、最小值等给定条件的像素；以及时间轴方向加权，对时间序列排列的图像数据，在时间轴方向上进行加权。时间轴方向加权中，例如：扩大进行拍摄的给定时间中、于中央时刻附近所拍摄的图像数据的权重，或缩小摄影开始时刻以及摄影结束时刻所拍摄的图像数据的权重。

另外，本发明所涉及的图像处理方法，包括：

输入工序，其输入由医用图像摄影装置在给定时间内拍摄被注入造影剂的被检体所得到的时间序列排列的图像数据；图像重构成工序，其根据上述图像数据重构成时间序列排列的三维图像；时间轴方向抽出工序，其对构成上述时间序列排列的三维图像的各个像素，对每个像素坐标位置，从上述时间序列排列的所有像素中，时间轴方向抽出上述造影剂所引起的造影像最鲜明的最大值像素、与没有残留或几乎没有残留上述造影剂的最小值像素；构成工序，其根据上述最大值像素构成造影剂所引起的造影像最鲜明的二维或三维图像，根据上述最小值像素构成没有残留或几乎没有残留上述造影剂的二维或三维图像；差分运算工序，其对上述造影剂所引起的造影像最鲜明的二维或三维图像、与没有残留或几乎没有残留上述造影剂的二维或三维图像进行差分运算；以及，差分图像生成工序，其根据上述差分运算的结果，生成差分图像。

另外，本发明所涉及的图像处理方法，包括：输入工序，其输入由医用图像摄影装置在给定时间内拍摄被检体所得到的时间序列排列的图像数据；时间轴方向滤波工序，其对上述图像数据中所包含的各个像素，在每个像素坐标位置对上述时间序列排列的所有像素进行时间轴方向滤波处理，并沿上述时间序列进行给定的时间轴方向加权；以及，构成工序，其根据由上述时间轴方向滤波工序实施过时间轴方向滤波处理的上述图像数据，构成二维或三维图像。

另外，本发明所涉及的图像处理方法，包括：输入工序，其输入由医用图像摄影装置在给定时间内拍摄被检体所得到的时间序列排列的图像数据；计算工序，其计算出上述给定时间内的第1时刻中的上述图像数据中所包含的各个像素的像素值、与上述给定时间内的第2时刻中的上述图像数据中所包含的各个像素的像素值的变化量；对上述变化量为给定值以下的区域中所包含的各个像素，对每个像素坐标位置计算出从上述第1时刻到上述第2时刻的像素值的平均值的工序；以及，生成加工图像的工序，该加工图像的上述变化量为给定值以下的区域中所包含的各个像素的像素值为上述平均值，且上述变化量大于给定值的区域中所包含的各个像素的像素值为上述图像数据的像素值。

另外，本发明所涉及的图像处理装置，具有：输入机构，其输入由医用图像摄影装置在给定时间内拍摄被检体所得到的时间序列排列的图像数据；时间轴方向抽出机构，其对上述图像数据中所包含的各个像素，对每个像素坐标位置，从上述时间序列排列的所有像素中时间轴方向抽出符合给定条件的像素；以及，构成机构，其根据由上述时间轴方向抽出机构所时间轴方向抽出的像素，构成二维或三维图像。

另外，本发明所涉及的图像处理装置，具有：输入机构，其输入由医用图像摄影装置在给定时间内拍摄被注入造影剂的被检体所得到的时间序列排列的图像数据；图像重构成机构，其根据上述图像数据重构成时间序列排列的三维图像；时间轴方向抽出机构，其对构成上述时间序列排列的三维图像的各个像素，对每个像素坐标位置，从上述时间序列排列的所有像素中，时间轴方向抽出上述造影剂所引起的造影像最鲜明的最大值像素、与没有残留或几乎没有残留上述造影剂的最小值像素；构成机构，其根据上述最大值像素构成造影剂所引起的造影像最鲜明的二维或三维图像，根据上述最小值像素构成没有残留或几乎没有残留上述造影剂的二维或三维图像；差分运算机构，其对上述造影剂所引起的造影像最鲜明的二维或三维图像、与没有残留或几乎没有残留上述造影剂的二维或三维图像进行差分运算；以及，差分图像生成机构，其根据上述差分运算的结果，生成差分图像。

另外，本发明所涉及的图像处理装置，具备：输入机构，其输入由医用图像摄影装置在给定时间内拍摄被检体所得到的时间序列排列的图像数据；时间轴方向滤波机构，其对上述图像数据中所包含的各个像素，在每个像素坐标位置对上述时间序列排列的所有像素进行时间轴方向滤波处理，并沿上述时间序列进行给定的时间轴方向加权；以及，构成机构，其根据由上述时间轴方向滤波机构实施过时间轴方向滤波处理的上述图像数据，构成二维或三维图像。

另外，本发明所涉及的图像处理装置，具备：输入机构，其输入由医用图像摄影装置在给定时间内拍摄被检体所得到的时间序列排列的图像数据；计算机构，其计算出上述给定时间内的第1时刻中的上述图像数据中所包含的各个像素的像素值、与上述给定时间内的第2时刻中的上述图像数据中所包含的各个像素的像素值的变化量；对上述变化量为给定值以下的区域中所包含的各个像素，对每个像素坐标位置计算出从上述第1时刻到上述第2时刻的像素值的平均值的机构；以及，生成加工图像的机构，该加工图像的上述变化量为给定值以下的区域中所包含的各个像素的像素值为上述平均值，且上述变化量大于给定值的区域中所包含的各个像素的像素值为上述图像数据的像素值。

另外，本发明所涉及的医用图像诊断支援系统，其中：具备：医用图像摄影装置，其通过在给定时间内拍摄被检体，得到时间序列排列的图像数据；运算装置，根据上述图像数据构成二维或三维图像；以及，显示装置，显示出上述运算装置所生成的图像，上述运算装置，具有：输入机构，输入上述时间序列排列的图像数据；时间轴方向抽出机构，其对上述图像数据中所包含的各个像素，对每个像素坐标位置，从上述时间序列排列的所有像素中时间轴方向抽出符合给定条件的像素；以及，构成机构，其根据由上述时间轴方向抽出机构所时间轴方向抽出的像素，构成二维或三维图像，上述显示装置，显示出上述构成机构所构成的二维或三维图像。

另外，本发明所涉及的医用图像诊断支援系统，其中：具备：医用图像摄影装置，其通过在给定时间内拍摄被检体，得到时间序列排列的图像数据；运算装置，根据上述图像数据构成二维或三维图像；以及，显示装置，显示出上述运算装置所生成的图像，上述运算装置具有：输入机构，其输入由医用图像摄影装置在给定时间内拍摄被注入造影剂的被检体所得到的时间序列排列的图像数据；图像重构成机构，其根据上述图像数据重构成时间序列排列的三维图像；时间轴方向抽出机构，其对构成上述时间序列排列的三维图像的各个像素，对每个像素坐标位置，从上述时间序列排列的所有像素中，时间轴方向抽出上述造影剂所引起的造影像最鲜明的最大值像素、与没有残留或几乎没有残留上述造影剂的最小值像素；构成机构，其根据上述最大值像素构成造影剂所引起的造影像最鲜明的二维或三维图像，根据上述最小值像素构成没有残留或几乎没有残留上述造影剂的二维或三维图像；差分运算机构，其对上述造影剂所引起的造影像最鲜明的二维或三维图像、与没有残留或几乎没有残留上述造影剂的二维或三维图像进行差分运算；以及，差分图像生成机构，其根据上述差分运算的结果，生成差分图像，上述显示装置，显示出上述差分图像生成机构所生成的差分图像。

另外，本发明所涉及的医用图像诊断支援系统，其中：具备：医用图像摄影装置，其通过在给定时间内拍摄被检体，得到时间序列排列的图像数据；运算装置，根据上述图像数据构成二维或三维图像；以及，显示装置，显示出上述运算装置所生成的图像，上述运算装置具有：输入机构，输入上述时间序列排列的图像数据；时间轴方向滤波机构，其对上述图像数据中所包含的各个像素，在每个像素坐标位置对上述时间序列排列的所有像素进行时间轴方向滤波处理，并沿上述时间序列进行给定的时间轴方向加权；以及，构成机构，其根据由上述时间轴方向滤波机构实施过时间轴方向滤波处理的上述图像数据，构成二维或三维图像，上述显示装置，显示出上述构成机构所构成的二维或三维图像。

另外，本发明所涉及的时间轴方向滤波方法，包括：输入工序，其输入由医用图像摄影装置在给定时间内拍摄被检体所得到的时间序列排列的图像数据；以及，时间轴方向滤波工序，其对上述图像数据中所包含的各个像素，在每个像素坐标位置对上述时间序列排列的所有像素进行时间轴方向滤波处理，并沿上述时间序列进行给定的时间轴方向加权。

另外，本发明所涉及的时间轴方向滤波方法，包括：输入工序，其输入由医用图像摄影装置在给定时间内拍摄被检体所得到的时间序列排列的图像数据；以及，时间轴方向滤波工序，其对上述图像数据中所包含的各个像素，在每个像素坐标位置对上述时间序列排列的所有像素在时间轴方向上进行滤波处理，并取得代表各个像素坐标位置的像素值。

通过本发明，能够在沿时间序列拍摄的图像数据中、在时间轴方向上抽出造影剂恰好存在的部位，来合成该部位的图像，通过这样，能够在大范围内清楚地描绘出造影剂所经由的轨迹。因此，能够降低摄影中的造影效果的时间推移的影响，另外还能够降低所使用的造影剂的量并实现造影图像的清楚化以及大范围化。

另外，通过本发明，能够对二维或三维图像内的某个像素值的时间轴方向变化进行加工来生成时间轴方向滤波函数，以降低历时的像素值波动。通过将该时间轴方向滤波函数，用于像素值实质上没有时间变化的图像上的区域，能够减轻噪声的影响，且不会降低浓度分辨率以及空间分辨率。

另外，通过本发明，能够从历时的二维或三维图像中，通过沾染了最多造影剂的图像与几乎没有进入造影剂的图像的差分，只将造影剂进入的部分抽出。因此，在只将被周边脏器所包围的特定脏器抽出时，能够在短运算时间通过简单的操作，准确抽出所期望的区域，而不会产生操作者的个人能力差别所引起的区域抽出精度的偏差。另外，能够提供的显示图像，不会产生因摄影时刻或摄影位置的误差以及造影剂的浓度值所引起的不均匀的斑点的造影像，且造影剂的量与以往相比没有改变，从而能够防止再次摄影所引起的被曝光量的增大以及成本增高。

另外，通过本发明，在能够通过时间轴方向滤波函数降低噪声量的同时，通过对动态部位着色并显示，还能够容易地掌握动态部的状态。因此，能够提供一种使处于动态的机能信息的评价较为容易的图像处理技术。

附图说明

图1(a)为本发明的一个实施方式的X线CT装置的全体结构图。

图1(b)为用来表示本发明的一个实施方式的X线CT装置的内部结构的以功能为单位分解的方框图。

图2(a)为本发明的一个实施方式的MRI装置的全体结构图。

图2(b)为用来表示本发明的一个实施方式的MRI装置的内部结构的以功能为单位分解的方框图。

图3为表示被注入造影剂的血管内其像素值历时变化，并据此而制作出最大值图像的状态的概念图。

图4为表示被注入造影剂的血管内其像素值历时变化，并据此而制作出最小值图像的状态的概念图。

图5为表示在三维图像数据中，像素值为历时最大值的图像的取得方法的概念图。

图6为表示在二维图像数据中，像素值为历时最大值的图像的取得方法的概念图。

图7为表示对三维图像数据进行时间轴方向的滤波处理的工序的概念图。

图8为表示对三维图像数据进行时间轴方向的滤波处理的状态的概念图。

图9(a)为表示加法平均时间轴方向滤波器之一例的概念图。

图9(b)为表示加权加法平均时间轴方向滤波器之一例的概念图。

图9(c)为表示中值时间轴方向滤波器之一例的概念图。

图9(d)为表示微分时间轴方向滤波器之一例的概念图。

图9(e)为表示高频提升时间轴方向滤波器之一例的概念图。

图10为表示对二维图像数据进行时间轴方向的滤波处理的状态的概念图。

图11(a)为表示因对象物的运动所引起的像素值历时变化的电影显示之一例的概念图。

图11(b)为表示注入到对象物中的造影剂的浓度值历时变化的电影显示之一例的概念图。

图12为表示用来抽出本发明的血管造影或造影脏器内的造影血流的外廓的工序的流程图。

图13为表示本发明的一个实施方式的差分图像的生成处理的流程图，示出了对使用MIP法所生成的二维投影图像数据实施时间轴方向的滤波处理来生成多个图像，并制作出对这些图像进行差分的差分图像之一例。

图14为本发明的一个实施方式的医用图像诊断支援系统的全体结构图。

图中：1-X线CT装置，2-被检体，3-医用图像摄影装置，4-MRI装置，5-网络，6-图像DB，10-扫描器，51-造影血管，52-造影剂，53-最大值图像，54-最小值图像，61-时刻t1中的三维图像数据，62-时刻t2中的三维图像数据，63-时刻t3中的三维图像数据，64-时刻tn中的三维图像数据，65-聚集了时刻t1至tn的最大值像素的三维图像数据，71-时刻t1中的二维图像数据，72-时刻t2中的二维图像数据，73-时刻t3中的二维图像数据，74-时刻tn中的二维图像数据，75-聚集了时刻t1至tn的最大值像素的二维图像数据，81-三维图像数据，82-滤波处理，83-滤波处理后的图像数据，91-时刻t1中的三维图像数据，92-时刻t2中的三维图像数据，93-时刻t3中的三维图像数据，94-时刻tn中的三维图像数据，95-时间轴方向加权滤波处理后的三维图像数据，96-时间轴方向加权滤波器，101-时刻t1中的二维图像数据，102-时刻t2中的二维图像数据，103-时刻t3中的二维图像数据，104-时刻tn中的二维图像数据，105-时间轴方向加权滤波处理后的二维图像数据，106-时间轴方向加权滤波器。

具体实施方式

下面根据附图对本发明的实施方式进行详细说明。

图1(a)为本发明的一个实施方式的X线CT装置的全体结构图。图1(b)为将本发明的一个实施方式的X线CT装置的内部结构以功能为单位分解得到的方框图。

图1(a)、图1(b)的X线CT装置1，主要通过将扫描器10与操作单元30经电源·信号线33彼此连接起来而构成。

扫描器10，具有：由X线发生装置11、高压开关单元111、高电压发生装置112、X线控制装置113等构成的X线源；置载被检体2的载台20；隔着被检体2与X线源对置的X线检测器12；以及，将X线检测器12所检测出的X线变换为电流后放大，并作为投影数据信号输出给运算装置31的前置放大器121。另外，扫描器10，具有由设置在X线源与被检体2之间并对X线进行控制的准直器(collimator)13、以及准直器控制装置131所构成的限制机构。

还具备：将位于被检体2的外周的扫描器10在圆周方向上旋转的驱动装置14、扫描器控制装置15、以及控制它们的中央控制装置16。

操作者通过由鼠标等点击设备和键盘构成的输入装置322，输入摄影条件，例如载台移动速度、管电流值、管电压值、切片位置、或重构成条件(重构成高像质模式、重构成高速模式、重构成间隔、重构成FOV、图像大小等)后，中央控制装置16，便根据该摄影条件将摄影所需要的控制信号，发送给X线控制装置113、载台控制装置21以及扫描器控制装置15。然后，X线CT装置1接收摄影开始信号后开始摄影。摄影开始之后，由X线控制装置113向高电压发生装置112发送控制信号，高电压被经高压开关单元111加载给X线发生装置11。之后，X线发生装置11向被检体2照射X线。

与此同时，扫描器控制装置15向驱动装置14发送控制信号。通过这样，X线发生装置11、X线检测器12、以及前置放大器121等，绕被检体2的外周在圆周方向上旋转。

另外，载体控制装置21，令置载被检体2的载台20，在动态扫描时处于静止状态，在螺旋扫描时在X线发生装置11等的周轴方向上平行移动。此时平行移动的载台20的移动速度，由载台移动测量装置22测量并输入给运算装置31。另外，在透视(拍摄被检体2的平面透视图像)的情况下，在让X线发生装置11、X线检测器12、以及前置放大器121等静止的状态下，只有载台20在周轴方向上平行移动。

从X线发生装置11照射的X线，由准直器13等限制机构限制在照射区域中。这样，透过被检体2的X线，由X线检测器12检测出。X线由检测器12检测出的X线，被变换成电流之后，由前置放大器121放大，并作为投影数据信号输入给运算装置31。

操作单元30，具有：进行图像重构成处理、或进行其他图像处理的运算装置31；以及，具有由鼠标等点击设备及键盘构成的输入装置322、以及CRT等显示装置321的输入输出装置32。

运算装置31，具有：进行图像重构成的重构成运算装置311；进行其他图像处理等的图像处理装置322；以及存储必要的数据的存储装置313。

重构成运算装置311，根据输入给运算装置31的投影数据信号进行重构成处理，生成重构成图像。图像处理装置312，对重构成图像进行图像处理，将图像处理过的重构成图像保存到存储装置313中，同时在显示装置321上作为CT图像进行显示。

近年来的高性能X线CT装置，为了短时间内取得高时间分辨率及/或高空间分辨率的图像，需要实现一次可摄影的摄影范围的扩大、扫描速度的提高、体轴分辨率的提高、以及时间分辨率的提高。通过这样的性能提高，能够取得时间序列(time series)排列的三维图像数据，也即由对三维空间坐标添加时间坐标得到的4坐标表现的图像数据。

另外，通过将碘等造影剂注入给被检体2，在其到达检查部位的时刻进行摄影，能够得到检查部位的高对比度的图像。

接下来，根据图2，对本发明的一个实施方式的MRI装置进行说明。图2(a)为本发明的一个实施方式的MRI装置的全体结构图，图2(b)为用来表示本发明的一个实施方式的MRI装置的内部结构的以功能为单位分解的方框图。

图2的MRI装置4，是垂直磁场方式(开放型)的MRI装置，但也可以是其他类型例如隧道型MRI装置。

MRI装置4，通过对设置在静磁场内的被检体2施以振动的磁场(电磁波)，来进行核磁共振(NMR)。然后，将共振信号用检测线圈(RF线圈)作为电信号检测出，并将此作为投影数据重构成，通过这样来将被检体2内部非破坏性地图像化。

MRI装置4，由构台(gantry)40、收置对构台40内的各种装置进行驱动的电源以及进行控制的各种控制装置的机箱41、置载上述被检体2的载台50、以及对所接收到的NMR信号进行处理来重构成被检体2的断层图像的操作单元60构成。构台40与机箱41通过电源·信号线70相连接。同样，操作单元60与机箱41通过电源·信号线70相连接。

构台40与载台50，设置在未图示的对高频电磁波与静磁场进行屏蔽的密封室内。另外，机箱41与操作单元60设置在密封室外。

接下来，根据图2(b)对MRI装置4的构成进行更详细的说明。

MRI装置4具有静磁场产生系统42、磁场斜度产生系统43、序列发生器44、发送系统45、接收系统46、包括操作部的信号处理系统47、以及中央处理装置(CPU)48。

静磁场产生系统42，用来在被检体2的周围，在被检体2的体轴方向或垂直于体轴的方向上产生均匀的静磁场。静磁场产生系统42，在被检体2的周围的某个程度的空间内，设置永久磁体方式或常导电方式或超导电方式的磁场产生机构来构成。

磁场斜度产生系统43，由缠绕在X、Y、Z这3个轴方向上的两个倾斜磁场线圈49、以及驱动各个倾斜磁场线圈49的倾斜磁场电源491构成。通过按照来自后述的序列发生器44的命令，驱动各个倾斜磁场线圈49的倾斜磁场电源491，从而X、Y、Z的三轴方向的倾斜磁场GX、GY、GZ被施加给被检体2。通过该倾斜磁场的施加方法，对被检体2设置切片面。

序列发生器44，将使构成被检体2的生物体组织的原子的原子核发生核磁共振的高频磁场脉冲，以某个给定的脉冲序列反复施加。序列发生器44在CPU48的控制下进行工作，将收集被检体2的断层像的数据所需要的各种命令，发送给发送系统45、磁场斜度产生系统43、以及接收系统46。

发送系统45，用来通过序列发生器44所发送的高频脉冲，照射用于使构成被检体2的生物体组织的原子的原子核产生核磁共振的高频磁场。发送系统45具有高频振荡器451、调制器452、高频放大器453、以及发送侧的高频线圈454。而且，从高频振荡器451输出的高频脉冲，被按照序列发生器44的命令由调制器452振幅调制。该振幅调制过的高频脉冲，由高频放大器453放大之后，被提供给靠近被检体2设置的高频线圈454。通过这样，将电磁波照射给被检体2。

接收系统46，用来检测出由被检体2的生物体组织的原子核的核磁共振发出的回波信号(NMR信号)。由接收侧的高频线圈464、放大器465、正交相位检波器466、以及A/D变换器467构成。然后，被检体2对发送侧的高频线圈454所照射的电磁波的应答电磁波(NMR信号)，由接近被检体2设置的高频线圈464检测出来。所检测出的NMR信号，经放大器465以及正交相位检波器466输入给A/D变换器467，变换成数字信号。另外，正交相位检波器466，将所检测到的NMR信号，作为在基于来自序列发生器44的命令的时刻采样到的双列的收集数据。该收集数据，被发送给信号处理系统47。

信号处理系统47，具有：CPU48、磁盘471以及光盘472等记录装置；CRT等显示器473；鼠标474等点击设备及其控制器；以及，键盘475等输入装置。CPU48进行傅立叶变换、修正系数计算像重构成等处理，并将任意剖面的信号强度分布或根据多个信号进行适当的运算所得到的分布图像化，来生成断层像。显示器473，显示出该断层像。

这样的MRI装置4中，近年来随着性能提高，出现了例如1.5T(特斯拉)等高磁场机器，逐渐能够在实用水平的噪声下取得高时间分辨率的四维图像数据。

MRI装置4中，也能够通过使用造影剂，得到检查部位的高对比度的图像。

[实施例1]

接下来，根据图3至图5，对本发明的第1实施方式进行说明。图3为表示被注入造影剂的血管内其像素值历时变化，并据此而制作出最大值图像的状态的概念图。图4为表示被注入造影剂的血管内其像素值历时变化，并据此而制作出最小值图像的状态的概念图。图5为表示像素值为历时最大值MXI的图像的取得方法的概念图。

图3至图5，表示本发明的第1实施方式，并表示生成时间序列排列的三维图像数据中的最大值图像53与最小值图像54的工序。

在由图1的X线CT装置1得到的图像数据、或者根据由图2的MRI装置4沿时间序列拍摄得到的图像数据重构成的被检体2的给定范围的二维图像(剖面像)数据或三维图像数据中，将给定的范围设为关心区域。关心区域的设定，通过在显示装置321或473中所显示的重构成图像中，通过用鼠标322或474拖动给定区域进行范围指定来实现。

虽然实施例1中，根据构成重构成图像中所包含的关心区域的像素进行图像处理，但也可以根据构成重构成图像的全部区域的像素来进行图像处理。另外，还可以代替重构成图像，使用X线拍摄装置所拍摄的投影图像。

图3至图4，表示设为关心区域的区域中所包含的血管。另外，图5的图像数据，是构成上述关心区域的图像数据，像素I(X，Y，Z)，表示关心区域中所包含的像素的坐标。

图3及图4中，51表示造影血管，52表示造影剂。造影血管51，是根据X线CT装置1或MRI装置4拍摄到的图像数据重构成得到的三维图像。

另外，图3及图4中，511至518表示造影剂注入后每经过给定时间的造影血管。图3及图4中，511表示时刻t1中的造影血管51，512表示时刻t2中的造影血管51。其他造影血管513至518也一样，518表示时刻tn中的造影血管51。图3及图4中，通过浓淡来表示注入造影剂52后的造影血管51的像素值进行变动的状态。最大值图像53，是使用本发明后得到的图像，是造影剂充分进入的造影血管，也即造影像最为鲜明的三维图像。另外，图4的最小值图像54，同样是使用本发明后得到的图像，为造影剂没有进入的造影血管，也即没有拍摄到造影剂下的造影像的三维图像。

这里，造影剂52注入后的经过时间，为t1＜t2＜…＜tn的关系。

伴随着从时刻t1到tn的时间经过，血管中的造影剂52从图中的上方向下方移动，因此造影血管51的像素值最大的位置也移动。因此，某个时刻中的造影血管51的图像中，如512至517的任一项所示，造影斑点通过浓淡不同的形式来表现。

图3中，对构成造影血管51的所有像素，对每个像素坐标位置，从时刻t1至时刻tn之间在时间轴方向上抽出像素值为最大值的像素。然后，将时间轴方向抽出的像素集合起来，得到最大值图像53。

根据图5对最大值图像的取得进行说明。

图5中，61至64为时间序列排列的三维图像数据。各个三维图像数据，包括某个时刻中的相当于同一个像素坐标位置的像素I(X，Y，Z)。换言之，像素I(X，Y，Z)的集合为三维图像数据61～64。

各个像素，用对位置上的三维坐标添加时间坐标所得到的四维坐标来表示。

例如图像数据64内的I(X，Y，Z，tn)中，X，Y，Z表示三维的位置坐标，tn表示造影剂注入后的经过时间。

使图1及图2所示的医用图像摄影装置工作后，开始被检体2的摄影。摄影开始之后，将造影剂52注入被检体2的血管中。

这里，三维图像数据65内的MXI(X1，Y1，Z1)，是要求取的最大值像素。

公式1为对时间序列排列的三维图像数据的各个像素，对每个像素坐标位置，在时间轴方向上抽出给定时间、即时刻t1至时刻tn的像素值中对应最大值的像素的时间轴方向的函数。

[公式1]

MXI(X，Y，Z)＝∫max(I(X，Y，Z，t))dt

如图5所示，空间坐标(X，Y，Z)中的初期的最大值像素，为时刻t1中的像素值，设为MXI(X，Y，Z)＝I(X，Y，Z，t1)。此时，造影剂52尚未到达摄影范围内。

之后，造影剂52缓缓流入到摄影范围内。例如，如果伴随着时间的经过，三维图像数据的像素值变为MXI(X，Y，Z)＜I(X，Y，Z，t)，就设为MXI(X，Y，Z)＝I(X，Y，Z，t)，来替换最大值像素。

通过对X，Y，Z的坐标所决定的每个像素坐标位置，将开始时刻t1到最终时刻tn为止的数据依次与最大值像素相比较，来取得像素值历时为最大值的图像MXI(X，Y，Z)。

通过这样，求出各个像素坐标位置中的时间轴方向上的最大值，将它们排列在三维的各个像素坐标位置上后，最大值图像53完成。

通过将该方法用于造影血管51，能够得到不存在因造影剂52的遗漏产生的斑点的、鲜明的造影血管51全体的图像。

接下来，对每个像素在时间轴方向上像素值为最小值的最小值图像54的生成方法进行说明。

与图3及图5中所示的处理同样，空间坐标(X，Y，Z)中的初期的最小值像素，为时刻t1中的像素值，设为MNI(X，Y，Z)＝I(X，Y，Z，t1)。然后，与时刻t2，…，tn的像素值顺次相比较。如果结果是MNI(X，Y，Z)＜I(X，Y，Z，t)，就设为MNI(X，Y，Z)＝I(X，Y，Z，t)。通过将该处理对每个像素重复，直到最终时刻tn的三维图像数据为止，来收集最小值像素。

将这些最小值像素排列在三维的各个像素坐标位置上后，得到最小值图像54。

如果将该方法用于造影血管，能够得到不存在斑点的、鲜明的非造影血管的全貌的图像。

另外，通过在时间轴方向上使用窗函数来进行时间轴方向加权，能够分离出某个时间区间的像素。

由于造影剂52在动脉与静脉中流入的时刻不同，因此能够通过时间区间的像素分离，将静脉排除只抽出动脉。也即，能够利用造影剂的进入时间差等时间的不同，限定抽出部位。

接下来，对取最大值图像53与最小值图像54的差分进行说明。差分并不是必须要取的，也可以直接使用上述最大值图像53与最小值图像54。另外，为了简单起见，本实施方式中将对象物设为不动来进行说明。

通过对三维坐标(X，Y，Z)所决定的每个像素坐标位置，将上述最大值图像53与最小值图像54的对应像素彼此相减，摄影范围内的造影剂52被无浓淡变化地描绘出来。

由于该描绘出的造影剂52的分布(像)血流量与血流路(血管腔)为相同形状，因此能够正确评价血流路(血管腔)。

由于已说明的以往技术中，通过阈值或区域生长来去除血流以外的部分后进行显示，因此结果因阈值的设定而异，难以正确描绘，与此相对，通过本实施方式，即使不进行阈值的设定或区域生长之类的复杂计算，只通过简单的计算，也能够正确地描绘出造影剂52的路径也即血流路(血管腔)的形状等。

另外，在摄影对象物运动的情况下，在各个时刻中进行对象物的位置的关联，在互相关联的像素间进行处理。对象物运动的情况下进行位置的关联的方法，例如有：抽出像素值、重心、空间频率差分值或微分值等特征量，根据特征量进行图像的旋转、变形、移动等仿射变换处理，使得图像位置在相同的图像矩阵位置中互相关联。通过这样，即使对象物运动，也能够掌握造影剂52的线路与形状，例如能够进行心脏冠动脉的血流评价。

[实施例2]

虽然上述实施例1中，使用对三维像素坐标位置I(X，Y，Z)添加时刻数据而成的四维坐标所构成的图像数据I(X，Y，Z，tn)来生成造影血管像，但也可以使用对二维像素坐标位置I(X，Y)添加时刻数据而成的三维坐标所构成的图像数据I(X，Y，tn)来生成造影血管像。

图6的71至74，为时间序列排列的二维图像数据。71为时刻t1中的二维图像数据，72为时刻t2中的二维图像数据，74为时刻tn中的二维图像数据。

二维图像数据75，是要求取的最大值图像。

公式2，为对时间序列排列的二维图像数据的各个像素，对每个像素坐标位置在时间轴方向上抽出给定时间、也即时刻t1至时刻tn的像素值中对应最大值的像素的时间轴方向的函数。

[公式2]

MXI(X，Y)＝∫max(I(X，Y，t))dt

如图6所示，平面坐标(X，Y)中的初期的最大值像素，为时刻t1中的像素，设为MXI(X，Y)＝I(X，Y，t1)。之后，如果伴随着时间的经过，二维图像数据的像素值变为MXI(X，Y)＜I(X，Y，t)，则将最大值像素替换为MXI(X，Y)＝I(X，Y，t)。对各个像素，从时刻t1至tn的像素中，在时间轴方向抽出最大值像素，通过将这些最大值像素排列在二维的各个坐标上，最大值图像完成。

同样，平面坐标(X，Y)中的初期的最小值像素，为时刻t1中的像素，设为MNI(X，Y)＝I(X，Y，t1)。之后，如果伴随着时间的经过，二维图像数据的像素值变为MNI(X，Y)＞I(X，Y，t)，则将最小值像素替换为MNI(X，Y)＝I(X，Y，t)。对各个像素，从时刻t1至tn的像素中，在时间轴方向抽出最小值像素，通过将这些最小值像素排列在二维的各个坐标上，最小值图像完成。

[实施例3]

实施例3，对时间序列排列的三维图像数据，在时间轴方向进行滤波处理(filtering process)。

通过该时间轴方向的滤波，能够得到对噪声量任意调整空间分辨率与时间分辨率后的图像。另外，还能够将沿时间轴方向的浓度值的变化量可视化。

对照图7至图9对本实施方式进行说明。图7为表示对时间序列排列的三维图像数据，沿时间轴方向进行滤波(时间轴方向滤波核(filterkernel))处理的概念图。

图7的81，表示能够通过时间坐标与空间坐标确定的像素I(X，Y，Z，t)。82表示时间轴方向滤波处理。83表示对81的像素进行时间轴方向滤波处理得到的时间轴方向滤波函数。由于使用时间轴方向的信息来进行综合，因此汇总为fI(X，Y，Z)空间坐标。

另外，图8中，对不同时态中的三维图像数据所对应的像素进行时间轴方向滤波处理。将所得到的时间轴方向滤波结果聚集起来(这里为相加)，通过这样得到fI(X，Y，Z)。图8中，91至94为时序排列的三维图像数据。各个三维图像数据，包括相当于相同像素坐标位置的像素I(X，Y，Z)。换言之，像素I(X，Y，Z)的集合为三维图像数据91至94。

这里，像素由对空间位置的三维坐标添加时间坐标而成的四维坐标来表示。

例如，图像数据94内的I(X，Y，Z，tn)中，X、Y、Z表示三维的位置坐标，tn表示造影剂注入后的经过时间。

公式3，表示对时间序列排列的三维图像数据的各个像素，对每个像素坐标位置，对给定时间、即时刻t1至时刻tn的像素值，沿时间轴方向进行时间轴方向滤波(时间轴方向滤波核)处理的函数，f(t)为时间轴方向滤波(时间轴方向滤波核)。

[公式3]

$>>fI>>(>X>,>Y>,>Z>,>t>)>>=>>\int >>->\infty >>\infty >>I>>(>X>,>Y>,>Z>,>t>->>t>\prime >>)>>·>f>>(>>t>\prime >>)>>d>>t>\prime >>>s>$

使图1及图2所示的医用图像摄影装置工作后，开始被检体2的摄影。开始之后，将造影剂52注入到被检体2中。

这里，三维图像数据95内的fI(X1，Y1，Z1)，为聚集了对像素坐标位置I(X1，Y1，Z1)的时间轴方向滤波处理结果的像素。

这里，假设注目像素为I(X1，Y1，Z1，t1)至I(X1，Y1，Z1，tn)。这些注目像素I(X1，Y1，Z1)从t1至tn历时排列。对该排列应用例如梯形形状的时间轴方向滤波96并相加后，得到时间轴方向滤波结果fI，将其聚集起后能够进行图像显示。

这里，虽然使用通过实空间上的卷积处理来进行时间轴方向滤波处理的方法，但还可以应用数学上等价的其他方法，例如使用傅立叶变换来在频率空间上进行时间轴方向滤波处理的方法。

接下来，根据图9对时间轴方向滤波的种类以及本发明中的做法及其效果分别进行说明。图9中，N表示注目时刻。所谓注目时刻，是指最后想要图像化的时态。

(1)加法平均时间轴方向滤波器(filter)

通过使用加法平均时间轴方向滤波器，来作为上述时间轴方向滤波函数，能够取得空间分辨率不被降低、且降低时域的像素值的波动的图像，也即，能够取得降低了噪声的图像。这种情况下，以注目时刻N的注目像素为中心，将如图9(a)所示的时间轴方向滤波器重叠在时间轴方向上。换言之，将注目时刻N的前后数据相加平均的这种时间轴方向滤波处理结果，作为显示像素取得来进行图像化。这样所得到的图像其波动噪声较少。

(2)加权加法时间轴方向滤波器

通过使用加权加法时间轴方向滤波器，来作为上述时间轴方向滤波函数，与加法平均时间轴方向滤波器一样，能够取得空间分辨率不被降低、且降低时域的像素值的波动的图像，也即，能够取得降低了噪声的图像。这种情况下，如图9(b)所示，将令注目时刻位置的贡献率变高的这种梯形加权、与同一位置的不同时间数据相乘所得到的时间轴方向滤波处理结果相加，收集所得到的和来进行图像化。这样所得到的图像其波动噪声较少。

(3)中值时间轴方向滤波器

该中值时间轴方向滤波器，是如图9(c)所示，在将特定时间范围ta至tb的像素按照像素值的大小的顺序排列起来时，取得中央的像素值作为代表各个像素坐标位置的像素值的、时间轴方向滤波器。

通过使用该中值时间轴方向滤波器，与加法平均时间轴方向滤波器或加权加法时间轴方向滤波器同样，能够取得空间分辨率不被降低、且降低时域的像素值的波动的图像，也即，能够取得降低了噪声的图像。中值时间轴方向滤波器，与加法平均时间轴方向滤波器以及加权加法时间轴方向滤波器相比，能够更加有效地降低尖峰状(粒状性高)的噪声。这样所得到的图像，尤其是尖峰状的波动噪声较少。

另外，虽然中值时间轴方向滤波器中，输出在将特定时间范围ta至tb的像素按照像素值的大小的顺序排列起来时到达中央的像素值，但输出值例如也可以通过指定第2大的值等，来将时间序列排列的各个像素所对应的像素值中的任意像素值输出。

(4)微分时间轴方向滤波器

通过使用微分时间轴方向滤波器，作为上述时间轴方向滤波函数，能够将时态间的对象物体的变动量图像化(视觉化)。这种情况下，如图9(d)所示，将夹着注目时刻N的接近时刻数据的差分值，作为时间轴方向滤波处理结果图像化。

(5)高频提升时间轴方向滤波器

通过使用高频提升时间轴方向滤波器，作为上述时间轴方向滤波函数，能够得到提高了有效时间分辨率的图像。

这种情况下，如图9(e)所示，将注目时刻N与高权重(正的权重)相乘，将接近数据与负的权重相乘，并将它们的和作为时间轴方向滤波处理结果图像化。

(6)高次时间轴方向滤波器

上述时间轴方向滤波器中，还能够使用将多个时间轴方向滤波器组合得到的高次时间轴方向滤波器。另外，通过与公知的滤波处理一起使用窗函数，还可得到任意时间带中的处理结果。例如，通过将时间轴方向类似度滤波器与中值时间轴方向滤波器组合起来，能够大大降低噪声。在夹着注目时刻N的特定时间范围中，将更接近注目时刻的像素值的数据，在多点时间轴方向抽出，将它们的中间值作为时间轴方向滤波处理结果图像化。

(7)时间轴方向类似度滤波器

在夹着注目时刻N的特定时间范围ta至tb之间，将更接近注目时刻位置的像素值的多点数据相加平均，并将所得到的值作为时间轴方向滤波处理结果来图像化。此时，相加平均的数据数为依存于时间轴方向滤波器大小的任意的数。

如上所述，通过使用历时方向的滤波器，能够降低噪声。时间轴方向滤波器既可以对图像的每个关心区域使用，也可以对图像全体使用。

[实施例4]

上述实施例3中，根据对三维空间坐标添加时间坐标得到的四维坐标所构成的图像数据，进行时间轴方向滤波处理。但是，也可以根据对二维空间坐标添加时间坐标得到的三维坐标所构成的图像数据，进行时间轴方向滤波处理。

图10中，对时间序列排列的二维图像数据101、102、103、104的各个像素，使用例如梯形的时间轴方向滤波器106，得到时间轴方向滤波处理后的图像105。图10的二维图像101、102、103、104，通过对二维空间坐标(X，Y)添加时间坐标t得到的三维坐标I(X，Y，t)来表示。然后，与上述实施方式同样，沿时间轴方向进行滤波处理，并得到由包含时刻数据的三维坐标所表示的图像数据105，作为时间轴方向滤波结果fI。

公式4为上述梯形时间轴方向滤波器106，是对时刻t1到时刻tn的像素值，沿时间轴方向实施使用例如梯形的时间轴方向滤波器106的时间轴方向滤波(时间轴方向滤波核)处理的函数，f(t)为时间轴方向滤波器(时间轴方向滤波核)。

[公式4]

$>>fI>>(>X>,>Y>,>t>)>>=>>\int >>->\infty >>\infty >>I>>(>X>,>Y>,>t>->>t>\prime >>)>>·>f>>(>>t>\prime >>)>>d>>t>\prime >>>s>$

[实施例5]

根据图11对实施例5进行说明。

实施例5，通过将历时显示包含存在运动部分的二维图像的情况下所产生的噪声去除，来提供鲜明的图像。

图11(a)以及图11(b)的图像201至图像204，是电影显示(cinedisplay)的图像，时间按照该顺序经过。同样，图像205至图像208也是电影显示的图像，时间按照该顺序经过。2001表示区域1，2002表示区域2，2003表示区域3，2004表示区域1，2005表示区域2。

图11(a)与图11(b)，为表示对将包含本发明的时间坐标的三维以上的图像数据中的时刻t的像素值与时刻t+Δt的像素值差分后得到的变化量为给定阈值以下的区域，从时刻t到时刻t+Δt取得像素值的平均值的过程的图。图11(a)，例示了因对象物的运动像素值历时变化的情况，图像201至图像204，由不存在因运动所引起的像素值的变化(小于阈值T)的区域2001、因运动像素值发生变化的区域2002、以及区域2003(阈值T以上)构成。这种情况下，通过对区域2001应用加法平均或降低噪声的时间轴方向滤波处理，能够不对运动产生影响地降低全体的噪声。

另外，可以将像素值与色度值、彩度值、亮度值中的至少一个对应起来。

图11(b)示出了注入到对象物内的造影剂的浓度值历时变化的情况。图像205至图像208，由没有因造影剂所引起的浓度值的变化的区域2004(小于阈值T)，与有因造影剂所引起的浓度值的变化的区域2005(阈值T以上)所构成。这种情况下，通过对区域2004实施加法平均或降低噪声的时间轴方向滤波处理，能够不给造影剂所引起的浓度值的变化(造影剂的扩张)带来影响，而降低全体的噪声。这种情况下，也可以将像素值与色度值、彩度值、亮度值中的至少一个对应起来。

这样，在时间轴方向上与变化相伴的数据中像素值的变化量较小的情况下，能够假定其变化的原因为噪声成分(波动)，而非变化量内的运动成分。通过像这样通过在运动成分较小的区域间进行加法平均或噪声降低(平滑化)时间轴方向滤波，得到在时间轴方向上将噪声成分集中起来去除的图像。

但是，在存在因造影剂所引起的浓度变动的情况下，由于浓度变动区域表示高像素值信号，因此经常能够忽视噪声的影响。因此，全体来看，噪声的影响不成为问题。但是，由于在噪声的影响较小时能够进一步降低噪声，因此能够得到几乎完全的图像。

[实施例6]

图12为表示本发明的抽出造影血管以及造影脏器的顺序(算法)的流程图。

下面按照图12的各个步骤进行说明。

首先，由步骤S1201开始。

步骤S1202中，在各个像素的像素值历时变化的图像数据中，在各个像素坐标位置中，时间轴方向抽出像素的像素值在时间轴方向上表示最大值的最大值像素MXI(X，Y，Z)。该最大值像素，是造影剂的效果为最大的时态时的像素值。接下来，步骤S1203中，对图像数据时间轴方向抽出像素的像素值在时间轴方向上表示最小值的最小值像素MNI(X，Y，Z)。或者，通过时间轴方向滤波处理时间轴方向抽出像素的像素值较小的像素。这里所说的像素值较小的像素，与造影剂的效果为最小的时态时的像素值相一致。

这些最大值像素MXI(X，Y，Z)与最小值像素MNI(X，Y，Z)，例如能够通过第1实施方式中所说明的方法来取得。

接下来，步骤S1204中，通过使用这两者的像素值的差MXI(X，Y，Z)-MNI(X，Y，Z)来进行差分，能够取得造影血管。这里，虽然如果重视处理速度，优选抽出最大值图像以及最小值图像后进行差分，但在包含噪声的图像间的差分处理中，有噪声量增大的倾向。

因此，在重视考虑到噪声的像质的高度的情况下，可以将通过时间轴方向滤波处理抽出的像素值较大的图像、与通过时间轴方向滤波处理时间轴方向抽出的像素值较小的图像进行差分。

另外，在即使通过时间轴方向滤波处理，造影血管的时间轴方向抽出时噪声仍被抽出且产生问题的情况下，可以在差分处理后使用阈值处理或时间轴方向滤波处理来降低或去除噪声成分。

另外，还可以实施对时间序列排列的图像数据中所包含的每个像素坐标位置将最大像素值时间轴方向抽出的时间轴方向滤波、和在时间轴方向上去除噪声的时间轴方向滤波，来生成去除了噪声的最大值图像。同样，还可以实施对时间序列排列的图像数据所包含的每个像素坐标位置将最小像素值时间轴方向抽出的时间轴方向滤波、和在时间轴方向上去除噪声的时间轴方向滤波，来生成去除了噪声的最小值图像。之后，可以通过对最大值图像与最小值图像进行差分处理来生成差分图像。

再有，还可以通过使用时间轴方向的窗函数，来进行动脉与静脉的分离等。

[实施例7]

根据图13，对将使用MIP(Maximum Intensity Projection)法所生成的多个二维投影图像数据差分的方法进行说明。图13为表示本发明的一个实施方式的差分图像的生成处理的概念图，为表示对使用MIP法所生成的二维投影图像数据实施时间轴方向的滤波处理来生成多个图像，并生成将这些图像差分后的差分图像之一例的流程图。

下面按照图13的各个步骤的顺序进行说明。

由步骤S1301开始。

步骤S1302中，只将X线CT装置1或MRI装置4所拍摄到的时间序列排列的图像数据(切片数据)中包含的第1CT值、例如最低的CT值所对应的数据二维展开，来生成时间序列排列的二维投影数据。

步骤S1303中，对构成步骤S1302所生成的时间序列排列的二维投影数据的各个像素，对每个像素坐标位置在时间轴方向上进行滤波处理，沿时间序列进行给定的时间轴方向加权。根据实施过该时间轴方向加权的图像数据来生成第1图像。

步骤S1304中，只将时间序列排列的图像数据(切片数据)所包含的第2CT值、例如最高的CT值所对应的数据二维展开，来生成时间序列排列的二维投影数据。

步骤S1305中，对构成步骤S1304所生成的时间序列排列的二维投影数据的各个像素，对每个像素坐标位置在时间轴方向上进行滤波处理，沿时间序列进行给定的时间轴方向加权。根据实施过该时间轴方向加权的图像数据来生成第2图像。

之后，在步骤S1307中结束。

步骤S1306中，生成第1图像与第2图像的差分图像。通过这样，能够将通过时间轴方向滤波处理而时间轴方向抽出的像素值较大的图像、与通过时间轴方向滤波处理而时间轴方向抽出的像素值较小的图像抽出后进行差分，并提供考虑到噪声的像质较高的图像。

另外，还可以对实施过时间轴方向加权的二维投影数据，实施用来去除噪声的时间轴方向滤波，来生成第1图像与第2图像。

以上，根据涉及本发明的各个实施例的上述说明，可知能够实现本发明的目的。虽然至此对本发明进行了详细的说明与图示，但这些都是示例，并不能够通过这些实施方式对本发明进行限定。再有，本发明并不仅限于造影血管的描绘，还能够用于造影剂往组织中的扩散情况的评价等各种目的，来对具有像素的像素值历时变化的区域的图像使用。

另外，上述实施例中，根据X线CT装置1或MRI装置4所拍摄的图像数据重构成三维图像，并对该三维图像中所包含的关心区域进行图像处理。但是也可以不设定关心区域，对由图像数据设定的图像的全部区域进行同样的图像处理。

另外，虽然上述实施例中，使用X线CT装置1或MRI装置4进行了说明，但也可以使用其他的医用图像摄影装置，例如PET装置、SPECT装置、伽马相机之类的使用正电子或伽马射线的CT装置、使用中子射线或光的CT装置、超声波诊断装置、DSA装置、X线摄影装置等、能够取得被检体的图像数据的装置。

另外，上述实施方式中，X线CT装置1以及MRI装置4，由具备经电源·信号线33及电源·信号线70连接的操作单元30及操作单元60的运算装置31以及CPU48进行图像处理。但是，例如图14所示，本发明也可以应用于：X线CT装置1、MRI装置4或其他医用图像摄影装置3，经网络5与图像处理装置、例如运算装置31或操作单元60相连接的医用图像诊断支援系统。这种情况下，X线CT装置1、MRI装置4或其他医用图像摄影装置3所拍摄的图像数据，被经网络5输入给图像处理装置、例如运算装置31或操作单元60。然后，图像处理装置、例如运算装置31或操作单元60，根据所输入的图像数据进行本发明的图像处理。

另外，还可以在与网络5相连接的用来保存图像数据的图像数据库(图像DB)6中，保存X线CT装置1、MRI装置4或其他医用图像摄影装置3所拍摄的图像数据。然后，图像处理装置可以从图像DB6取得图像数据，根据所取得的图像数据进行图像处理。

另外，图像处理装置还可以根据从与图像处理装置相连接的存储装置、例如FDD、硬盘驱动器、CD-ROM驱动器、光磁盘(MO)驱动器、ZIP驱动器、PD驱动器、DVD驱动器等中读出的图像数据，进行与上述实施例相同的图像处理。

另外，本实施方式所示的各个实施方式，并不仅限于单独使用，还可以组合起来使用，这种情况下能够发挥出特别高的效果。

如上所述，本发明能够应用的用途为：根据由医用图像摄影装置沿时间序列拍摄到的图像数据，显示出所期望的图像，例如在时间轴方向上降低了噪声的图像、被造影的血管等空间三维图像。另外，还能够用来从图像数据中抽出特定区域。