CN101744623B - X射线诊断装置和图像处理装置 - Google Patents

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Abstract

在本发明的X射线诊断装置中，如果将沿着时序的多个X射线图像存储在图像数据存储部件(25)中，则标记座标检测部件(26a)在各X射线图像各自中，检测出支架标记的座标，移动向量计算部件(26b)将在第一帧中检测出的支架标记的座标作为基准座标，计算出在第二帧以后的X射线图像各自中检测出的支架标记的座标相对于基准座标的移动向量。另外，滤波适用范围决定部件(26c)根据移动向量，在X射线图像各自中使平滑化滤波的适用范围移动而决定，滤波处理后图像生成部件(26d)在处理对象图像和参考图像各自中决定的适用范围之间进行平滑化滤波处理，由此生成滤波处理后图像。

Description

X射线诊断装置和图像处理装置
技术领域
本发明涉及一种X射线诊断装置和图像处理装置。
背景技术
以前，将在沿着时序的多个帧之间进行平滑化处理的递归滤波等平滑化滤波作为用于降低X射线图像的噪声的方法而广泛使用。
具体地说，递归滤波是以下这样的滤波，即通过将构成进行了规定的加权的过去的帧的像素的像素值与构成处理对象的帧的像素的像素值相加，来降低高频噪声(例如，参考特开2007-330522号公报)。
另外，近年来，在作为梗塞部位的治疗法而普及的血管内介入(intervention)治疗中，由对X射线图像进行参考的医生使用支架(stent)进行治疗。但是，在血管内介入治疗中，治疗时间有可能是长期的，因此将向患者照射的X射线减少为必要的最低限来摄影X射线图像(透视图像)，在由医生参考的X射线图像中有很多噪声。因此，通过平滑化滤波降低透视图像的噪声在血管内介入治疗中是重要的。
但是，上述现有技术有不一定能保证平滑化滤波的噪声降低效果的问题。
即，在针对沿着时序摄影了如心脏那样始终进行脉动的脏器的X射线图像适用了上述递归滤波的情况下，由于被施加滤波的对象物在多个帧之间移动，会相反地产生运动模糊。特别在对心脏中产生的梗塞部位进行血管内介入治疗的情况下，如果适用上述递归滤波，则由于心脏的脉动而在透视图像中产生支架的运动模糊。
这样，无法对运动地摄影了对象物的X射线图像实施强的递归滤波，无法大幅度地降低X射线图像的噪声。
发明内容
本发明就是为了解决上述现有技术的问题而提出的，其目的在于：提供一种能够始终保证平滑化滤波的噪声降低效果的X射线诊断装置和图像处理装置。
本发明的一个实施例的X射线诊断装置具备：检测从X射线管照射并透过了被检体的X射线，沿着时序生成X射线图像的图像数据生成部件；从包含在由上述图像数据生成部件沿着时序生成的多个X射线图像中的至少第一图像和第二图像中，检测出规定的介入治疗用的治疗用工具所具有的特征点的位置的特征点位置检测部件；根据由上述特征点位置检测部件检测出的上述第一图像中的上述特征点的位置和上述第二图像中的上述特征点的位置，决定上述第一图像和上述第二图像中的平滑化滤波的适用范围的适用范围决定部件；根据由上述适用范围决定部件决定的上述平滑化滤波的适用范围，进行使用了上述第一图像和上述第二图像的平滑化滤波处理的滤波处理部件。
另外，本发明的其他形式的图像处理装置具备：从包含在沿着时序生成的多个医用图像中的至少第一图像和第二图像中，检测出规定的介入治疗用的治疗用工具所具有的特征点的位置的特征点位置检测部件；根据由上述特征点位置检测部件检测出的上述第一图像中的上述特征点的位置和上述第二图像中的上述特征点的位置，决定上述第一图像和上述第二图像中的平滑化滤波的适用范围的适用范围决定部件；根据由上述适用范围决定部件决定的上述平滑化滤波的适用范围，进行使用了上述第一图像和上述第二图像的平滑化滤波处理的滤波处理部件。
附图说明
图1是用于说明实施例1的X射线诊断装置的结构的图。
图2是用于说明实施例1的图像处理部件的结构的图。
图3是用于说明标记座标检测部件的图。
图4和图5是用于说明滤波适用范围决定部件的图。
图6是用于说明实施例1的X射线诊断装置的处理的流程图。
图7是用于说明实施例2的图像处理部件的结构的图。
图8是用于说明实施例2的X射线诊断装置的处理的流程图。
图9和图10是用于说明实施例3的滤波处理后图像生成部件的图。
具体实施方式
以下，参考附图，详细说明本发明的X射线诊断装置和图像处理装置的实施例。另外，以下，作为实施例说明将本发明适用于X射线诊断装置的情况。
首先，说明实施例1的X射线诊断装置的结构。图1是用于说明实施例1的X射线诊断装置的结构的图。
如图1所示，本实施例的X射线诊断装置100具备高电压产生器11、X射线管12、X射线光圈装置13、顶板14、C臂15、X射线检测器16、C臂旋转/移动机构17、顶板移动机构18、C臂/顶板机构控制部件19、光圈控制部件20、系统控制部件21、输入部件22、显示部件23、图像数据生成部件24、图像数据存储部件25、图像处理部件26。
高电压产生器11是产生高电压，将产生的高电压供给X射线管12的装置，X射线管12是利用从高电压产生部件11供给的高电压产生X射线的装置。即，高电压产生器11通过调整向X射线管12供给的电压，来进行向被检体P照射的X射线量的调整、向被检体P照射X射线的ON/OFF的控制。
X射线光圈装置13是进行光圈调整使得针对被检体P的关注区域选择性地照射由X射线管12产生的X射线的装置。例如，X射线光圈装置13具有能够进行滑动的4个光圈齿轮，通过使这些光圈齿轮进行滑动，来对X射线管12产生的X射线进行光圈调整而照射到被检体P。
顶板14是承载被检体P的床(bed)，配置在未图示的卧台上。
X射线检测器16是将用于检测透过了被检体P的X射线的X射线检测元件排列为矩阵状的装置，各X射线检测元件将透过了被检体P的X射线变换为电气信号并积蓄，将积蓄的电气信号发送到后述的图像数据生成部件24。
C臂15是保持X射线管12、X射线光圈装置13和X射线检测器16的臂，X射线管12、X射线光圈装置13与X射线检测器16通过C臂15被配置得夹着被检体P相对。
C臂旋转/移动机构17是用于使C臂5旋转和移动的装置，顶板移动机构18是用于使顶板14移动的装置。
C臂/顶板机构控制部件19通过控制C臂旋转/移动机构17和顶板移动机构18，来进行C臂15的旋转调整和移动调整、顶板14的移动调整。
光圈控制部件20通过调整X射线光圈装置13所具有的光圈齿轮的开度，来控制X射线的照射范围。
图像数据生成部件24使用由X射线检测器16从透过了被检体P的X射线变换的电气信号而生成X射线图像，将生成的X射线图像存储在图像数据存储部件25中。具体地说，图像数据生成部件24针对从X射线检测器16接收到的电气信号，进行电流/电压变换、A/D(模/数)变换、并行/串行变换，生成X射线图像。
图像数据存储部件25存储由图像数据生成部件24生成的X射线图像。
图像处理部件26是对图像数据存储部件25所存储的X射线图像，执行各种图像处理的处理部件。具体地说，图像处理部件26对X射线图像执行用于降低噪声的平滑化滤波处理，对此，将在后面详细说明。
输入部件22具有用于由操作X射线诊断装置100的医生、技师等操作者输入各种指令(command)的鼠标、键盘、按键、跟踪球、控制杆等，将从操作者接受的指令转送到后述的系统控制部件21。
显示部件23具有用于显示用于经由输入部件22从操作者接受指令的GUI(图形用户界面)，或者显示图像数据存储部件25所存储的X射线图像、由图像处理部件26进行了图像处理的X射线图像等的监视器。
系统控制部件21控制X射线诊断装置100整体的动作。即，系统控制部件21根据从输入部件22转送的来自操作者的指令，控制高电压产生器11、C臂/顶板机构控制部件19、光圈控制部件20，从而进行X射线量的调整、X射线照射的ON/OFF控制、C臂15的旋转/移动的调整、顶板14的移动调整。
另外，系统控制部件21根据来自操作者的指令，进行图像数据生成部件24的图像生成处理、后述的图像处理部件26的图像处理的控制。进而，系统控制部件21进行控制，使得将用于从操作者接受指令的GUI、图像数据存储部件25所存储的X射线图像、由图像处理部件26进行了图像处理的X射线图像等显示在显示部件23的监视器上。
在此，本实施例的X射线诊断装置100在针对被检体P的心脏血管中的梗塞部位利用支架支柱、和带有气球的支架进行血管内介入治疗时，根据来自操作者的指令，将插入了支架的梗塞部位作为关注区域，沿着时序执行X射线图像的透视摄影。另外，在本实施例中，说明作为支架标记将2个X射线不透射的金属安装在支架的气球部分两端的情况，但在作为支架标记而在支架的气球部分中央安装了1个X射线不透射的金属的情况下，也能够适用本发明。
即，本实施例的X射线诊断装置100从X射线管12向被实施血管内介入治疗的被检体P的梗塞部位照射低射线量的X射线，通过X射线检测器16检测透过了被检体P的X射线，由此将沿着时序顺序生成的X射线图像(透视图像)存储在图像数据存储部件25中。另外，以下，将存储在图像数据存储部件25中的透视图像记载为X射线图像。另外，以下，有以下的情况，即按照时序顺序，将依照时序生成的多个透视图像记载为“第一帧、第二帧......”。
另外，本实施例的X射线诊断装置100的主要特征在于：通过执行以下使用图2～图5详细说明的图像处理部件26的处理，能够始终保证平滑化滤波的噪声降低效果。另外，图2是用于说明实施例1的图像处理部件的结构的图，图3是用于说明标记座标检测部件的图，图4和图5是用于说明滤波适用范围决定部件的图。
如图2所示，图像处理部件26具备标记座标检测部件26a、移动向量计算部件26b、滤波适用范围决定部件26c、滤波处理后图像生成部件26d。
标记座标检测部件26a针对图像数据存储部件25所存储的沿着时序的多个X射线图像(透视图像)的每个，检测出安装在附带有气球的支架上的支架标记的座标。
例如，系统控制部件21在图像数据存储部件25所存储的沿着时序的多个X射线图像中，如图3(A)所示那样，进行控制使得最初生成的X射线图像(第一帧)显示在显示部件23的监视器上。
参考了第一帧的医生如图3(A)所示那样，经由输入部件22，指定第一帧中的2个支架标记。由此，标记座标检测部件26a检测出第一帧中的2个支架标记各自的座标。
其中，标记座标检测部件26a如图3(A)所示那样，将以在第一帧中指定的2个支架标记各自的座标为中心的矩形设定为ROI(Regionof Interest)，例如通过相互相关法，在第二帧以后的其他帧中检索与所设定的ROI内的图形类似的图形，检测出相互相关值最高的座标作为支架标记的座标。
另外，在图3(A)中，说明了由医生指定了2个位置的支架标记的情况，但本发明并不只限于此，也可以是由医生指定了1个位置的支架标记的情况。在该情况下，标记座标检测部件26a在第一帧中，也使用根据指定的支架标记的座标设定的ROI执行相互相关法，检测出另一个支架标记的座标。
另外，也可以通过以下说明的方法检测出支架标记的座标。即，标记座标检测部件26a使用表示安装在实际在治疗中使用的支架上的支架标记在X射线图像中所具有的形状和亮度的特征的教师图像，检测出支架标记的座标。
例如，如图3(B)所示，将支架标记的X射线图像另外存储为教师图像，标记座标检测部件26a在各帧中检索与教师图像类似的图案(pattern)。另外，标记座标检测部件26a从检索到的支架标记的候补区域中检测出类似度最高的区域的座标，从而检测出支架标记的座标。
返回图2，移动向量计算部件26b将多个X射线图像中的第一帧作为基准图像，将在第一帧中由标记座标检测部件26a检测出的支架标记的座标作为基准座标。另外，移动向量计算部件26b将在第二帧以后的各个X射线图像中由标记座标检测部件26a检测出的支架标记的座标与基准座标进行比较。
由此，移动向量计算部件26b计算出第二帧以后的各帧中的支架标记的座标相对于基准座标的移动向量。
例如，如果假设在时刻“T＝t0”对第一帧进行摄影，在时刻“T＝t1”对第二帧进行摄影，在“T＝t2”对第三帧进行摄影，则移动向量计算部件26b对第二帧的支架标记的座标和第一帧的支架标记的座标(基准座标)进行比较，计算出第二帧的移动向量作为“向量V1”。同样，移动向量计算部件26b对第三帧的支架标记的座标与基准座标进行比较，计算出第三帧的移动向量作为“向量V2”。
滤波适用范围决定部件26c根据由移动向量计算部件26b计算出的移动向量，在多个X射线图像各自中使用于降低噪声的平滑化滤波即递归滤波的适用范围移动并决定。
在此，递归滤波是通过将构成处理对象的X射线图像(处理对象图像)的像素的像素值与对构成在处理对象图像以前生成的X射线图像(过去帧)即参考图像的像素的像素值进行了规定的加权的值进行相加，来降低处理对象图像的噪声的滤波。即，递归滤波通过使用在处理对象图像和参考图像中对应(座标相同)的像素的像素值，来降低处理对象图像的噪声。
但是，在由于心脏的脉动而支架移动了的情况下，X射线图像中的支架的位置沿着时序进行移动，因此在使用第一帧进行第二帧的噪声降低处理，或者使用第二帧进行第三帧的噪声降低处理时，如果固定适用范围，反倒会产生运动模糊。即，如图4所示，如果固定适用递归滤波的范围(适用范围)(即全部的帧都使用相同的座标轴)，则根据位于同一座标的处理对象图像的像素和参考图像的像素，会描绘出不同的物体。
因此，滤波适用范围决定部件26c根据由移动向量计算部件26b计算出的移动向量，通过座标变形而使各帧中的递归滤波的适用范围移动并决定。即，滤波适用范围决定部件26c根据移动向量(向量V1和向量V2)，如图5所示那样，通过座标变形而使第二帧和第三帧各自的座标轴移动，使适用范围移动。作为上述座标变形，可以列举平行移动、旋转移动、仿射变换等处理。另外，作为递归滤波的适用范围，具体地说，为以下所示的大小(size)。例如，如果设图像大小是“1000×1000”的大小，则滤波适用范围决定部件26c在将递归滤波的适用范围设定为“3×3”～“30×30”的大小的基础上，根据移动向量，使适用范围移动。例如，滤波适用范围决定部件26c在将递归滤波的适用范围设定为“9×9”的大小的基础上，根据移动向量，使适用范围移动。
由此，如图5所示，通过移动后的座标轴上位于同一座标上的处理对象图像的像素和参考图像的像素，描绘出同一物体。
返回图3，滤波处理后图像生成部件26d在处理对象图像和参考图像各自中由滤波适用范围决定部件26c决定了的适用范围之间，进行递归滤波的处理，由此根据处理对象图像，生成基于参考图像的滤波处理后图像。
具体地说，滤波处理后图像生成部件26d在处理对象图像和参考图像各自的适用范围之间对应的像素中，将对参考图像的像素值进行了规定的加权的值与处理对象图像的像素值相加，生成滤波处理后图像。
系统控制部件21进行控制，使得沿着时序将由滤波处理后图像生成部件26d顺序生成的滤波处理后图像顺序地显示在显示部件23的监视器上。
接着，使用图6，说明实施例1的X射线诊断装置100的处理。图6是用于说明实施例1的X射线诊断装置的处理的流程图。
如图6所示，如果实施例1的X射线诊断装置100开始对插入了支架的被检体P的梗塞部位进行X射线图像的透视摄影，沿着时序的多个X射线图像被存储在图像数据存储部件25中(步骤S601的肯定)，标记座标检测部件26a在各X射线图像各自中，检测出支架标记的座标(步骤S602，参考图3)。
另外，移动向量计算部件26b将在基准图像(第一帧)中检测出的支架标记的座标作为基准座标，计算出在第二帧以后的X射线图像各自中检测出的支架标记的座标相对于基准座标的移动向量(步骤S603)。
接着，滤波适用范围决定部件26c根据由移动向量计算部件26b计算出的移动向量，在多个X射线图像各自中使递归滤波的适用范围移动而决定(步骤S604，参考图4)。
然后，滤波处理后图像生成部件26d使用由滤波适用范围决定部件26c决定的适用范围，生成滤波处理后图像(步骤S605)。即，滤波适用范围决定部件26c在处理对象图像和参考图像各自中决定的适用范围之间，进行递归滤波的处理，由此根据处理对象图像，生成基于参考图像的滤波处理后图像。
另外，系统控制部件21进行控制，使得沿着时序将由滤波处理后图像生成部件26d顺序地生成的滤波处理后图像顺序地显示在显示部件23的监视器上(步骤S606)，结束处理。
如上所述，在实施例1中，如果将沿着时序的多个X射线图像存储在图像数据存储部件25中，则标记座标检测部件26a在各X射线图像各自中检测出支架标记的座标，移动向量计算部件26b将在基准图像(第一帧)中检测出的支架标记的座标作为基准座标，计算出在第二帧以后的X射线图像各自中检测出的支架标记的座标相对于基准座标的移动向量。
另外，滤波适用范围决定部件26c根据由移动向量计算部件26b计算出的移动向量，在多个X射线图像各自中使递归滤波的适用范围移动而决定，滤波处理后图像生成部件26d在处理对象图像和参考图像各自中决定的适用范围之间，进行递归滤波的处理，由此根据处理对象图像生成基于参考图像的滤波处理后图像。另外，系统控制部件21进行控制，使得沿着时序将由滤波处理后图像生成部件26d顺序地生成的滤波处理后图像顺序地显示在显示部件23的监视器上。
因此，在对如心脏那样运动的脏器进行摄影的情况下，通过使适用范围进行移动，也能够避免由于使用过去的帧(参考图像)的信息而由递归滤波产生运动模糊的情况，如以上所述的主要特征那样，能够始终保证平滑化滤波(递归滤波)的噪声降低效果。另外，以前，在根据标记的位置进行噪声降低处理的情况下，与滤波处理一起，进行了对图像全体进行图像变形的处理。但是，在实施例1中，由于只通过使适用范围移动的滤波处理来进行噪声降低，所以能够高速地进行处理，进而，能够避免有可能由于图像变形而产生的图像的失真。
在上述的实施例1中，说明了平滑化滤波的处理对象是作为原始图像的X射线图像的情况，但在实施例2中，说明平滑化滤波的处理对象是从原始图像中分离出的高频成分图像的情况。
首先，使用图7，说明实施例2中的图像处理部件26的结构。图7是用于说明实施例2的图像处理部件的结构的图。
实施例2中的X射线诊断装置100具有与图1所示的实施例1的X射线诊断装置100相同的结构，但如图7所示，实施例2的图像处理部件26与图2所示的实施例1的图像处理部件26相比，新具有频率成分分离部件26e，另外，标记座标检测部件26a、移动向量计算部件26b、滤波适用范围决定部件26c和滤波处理后图像生成部件26d的处理内容与实施例1不同。以下，以这些为中心进行说明。
在进行血管内介入治疗的临床现场中，重要的是降低X射线图像内的包含作为运动物体的支架的周围区域的噪声，提高可识别性。另一方面，与包含支架的周围区域相比，提高支架以外与心脏相比运动较少的背景物体(例如，肺、横膈膜等)的可识别性并不重要的。
在此，支架等运动物体包含在X射线图像的高频成分中，背景物体包含在X射线图像的低频成分中。因此，图7所示的频率成分分离部件26e将多个X射线图像各自分离为高频成分图像和低频成分图像。
实施例2的标记座标检测部件26a针对由频率成分分离部件26e从原始图像中分离出的高频成分图像，进行支架标记的座标检测处理。
实施例2的移动向量计算部件26b使用由标记座标检测部件26a检测出的高频成分图像中的支架标记的座标，进行移动向量的计算处理。即，实施例2的移动向量计算部件26b将在第一帧的高频成分图像中检测出的支架标记的座标作为基准座标，计算出在第二帧以后的高频成分图像各自中检测出的支架标记的座标相对于基准座标的移动向量。
实施例2的滤波适用范围决定部件26c使用由移动向量计算部件26b计算出的高频成分图像的移动向量，进行适用范围的决定处理(即座标轴的移动处理)。
实施例2的滤波处理后图像生成部件26d在参考图像和处理对象图像各自的高频成分图像的适用范围之间适用递归滤波的基础上，与处理对象图像的低频成分图像进行合成，由此生成滤波处理后图像。即，通过将进行了噪声降低的支架图像与背景物体的图像进行合成，来生成滤波处理后图像。
接着，使用图8，说明实施例2的X射线诊断装置100的处理。图8是用于说明实施例2的X射线诊断装置的处理的流程图。
如图8所示，如果实施例2的X射线诊断装置100开始对插入了支架的被检体P的梗塞部位进行X射线图像的透视摄影，将沿着时序的多个X射线图像存储在图像数据存储部件25中(步骤S801的肯定)，则频率成分分离部件26e将多个X射线图像分别分离为高频成分图像和低频成分图像(步骤S802)。
另外，标记座标检测部件26a在从各X射线图像分离出的高频成分图像各自中，检测出支架标记的座标(步骤S803)。
接着，移动向量计算部件26b在第二帧以后的高频成分图像各自中，计算出移动向量(步骤S804)。
然后，滤波适用范围决定部件26c根据由移动向量计算部件26b计算出的移动向量，在高频成分图像各自中，使递归滤波的适用范围移动并决定(步骤S805)。
进而，滤波处理后图像生成部件26d在使用滤波适用范围决定部件26c决定的适用范围，对高频成分图像进行递归滤波的滤波处理的基础上，合成低频成分图像，生成滤波后图像(步骤S806)。
另外，系统控制部件21进行控制，使得沿着时序将由滤波处理后图像生成部件26d顺序生成的滤波处理后图像顺序地显示在显示部件23的监视器上(步骤S807)，结束处理。
如上所述，在实施例2中，只对支架等运动物体，使适用范围移动而确实地降低噪声，由此，能够灵活地执行进行血管内介入治疗的医生的治疗行为。
另外，在本实施例中，说明了不对低频成分图像进行图像处理的情况，但本发明并不只限于此，例如也可以是在对低频成分图像进行抑制对比度的图像处理的基础上，再与进行了递归滤波处理的高频成分图像进行合成的情况。
在实施例3中，使用图9和图10，说明与上述实施例1和实施例2不同的噪声降低处理的情况。另外，图9和图10是用于说明实施例3中的滤波处理后图像生成部件的图。
实施例3的滤波处理后图像生成部件26d在进行滤波适用范围决定部件26c的适用范围决定处理后，利用“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”所记载的空间滤波来执行噪声降低处理。
即，滤波处理后图像生成部件26d使用在参考图像的适用范围中与处理对象图像对应的像素的像素值，计算出处理对象图像内的各像素与空间方向上的规定范围内的像素的差异值。另外，滤波处理后图像生成部件26d与计算出的差异值的大小对应地，变更处理对象图像内的各像素的加权，由此，新计算出处理对象图像的各像素的像素值，生成滤波处理后图像。
具体地说，首先，实施例3的滤波处理后图像生成部件26d计算处理对象图像的处理对象像素、与同一空间内(处理对象图像内)位于处理对象像素的周围的周围像素群各自的像素值的差异值。这时，滤波处理后图像生成部件26d也考虑到在时序方向上位于适用范围的同一座标的像素的像素值，计算差异值。
例如，滤波处理后图像生成部件26d在第三帧是处理对象图像的情况下，将第一帧和第二帧作为参考图像，如图9的(A)所示那样，在使其座标重合地使第一帧、第二帧和第三帧重合了的基础上，如以下说明的那样计算出第三帧的处理对象像素“X3”与周围像素群的一个的像素“Y3-1”的像素值的差异值。
滤波处理后图像生成部件26d如图9(A)所示那样，根据以像素“X3”为中心的位于“3像素×3像素×3像素”内的空间方向和时序方向的合计27像素各自的像素值、以像素“Y3-1”为中心的位于“3像素×3像素×3像素”内的空间方向和时序方向的合计27像素各自的像素值，计算出像素“X3”与像素“Y3-1”的差异值。
同样，滤波处理后图像生成部件26d如图9(A)所示，根据空间方向和时序方向的合计27像素的像素值，计算第三帧的像素“X3”与由“像素“Y3-1”、像素“Y3-2”、像素“Y3-3”、像素“Y3-4”围住的“11像素×11像素”内所包含的周围像素群(121像素)各自的各差异值。即，滤波处理后图像生成部件26d也使用第一和第二帧的对应像素，计算像素“X3”自身的差异值。
另外，滤波处理后图像生成部件26d如图9(B)所示，根据与差异值对应地预先设定的“加权”，取得根据第三帧中的包含像素“X3”的121像素分别计算出的差异值所对应的“加权”。另外，滤波处理后图像生成部件26d针对各像素的像素值，在分别乘以所取得的“加权”的基础上计算合计值，将“加权后的像素值的合计值”除以“加权的合计值”，由此计算出像素“X3”的新的像素值，从而根据第三帧生成降低了噪声的滤波处理后图像。另外，可以由X射线诊断装置100的管理者，任意地设定变更与差异值对应的“加权”的值(例如参考图9(B)所示的实线和虚线)。
在此，另外说明在滤波处理后图像生成部件26d的空间滤波处理中也需要滤波适用范围决定部件26c的适用范围决定处理的情况。在由于心脏的脉动而支架移动了的情况下，如图10(A)所示，如果空间滤波的适用范围被固定了(在全部的帧中都使用了相同的座标轴)，则根据位于同一座标的处理对象图像的像素和参考图像的像素，会描绘出不同的物体。
即，如果空间滤波的适用范围被固定了，则即使在空间方向的规定范围(例如上述11像素×11像素的范围)中，使用时序不同的像素的像素值计算出差异值，在前面帧(第一帧和第二帧)的相同位置(座标)上，也不存在同一物体，其结果是差异值变大。因此，如图10(A)所示，加权变小，不能进行平滑化，无法降低噪声。
因此，在实施例3中，滤波处理后图像生成部件26d如图10(B)所示，也使用由滤波适用范围决定部件26c根据移动向量移动了的适用范围，使得在各帧中同一物体存在于相同的座标。由此，例如在由于心脏的脉动而图像内的物体(支架)移动了的情况下，滤波处理后图像生成部件26d如图10(B)所示，也能够在各帧中确实地减小“相似的区域”的差异值，以适当的加权进行平滑化处理，降低处理对象图像的噪声。
另外，实施例3的X射线诊断装置100的处理与使用图6说明了的实施例1的X射线诊断装置100的处理相比，只有在步骤S605中使用的平滑化滤波是上述空间滤波这一点上是不同的，因此，省略说明。另外，与实施例1同样地，作为空间滤波的适用范围，具体地说，为以下所示的大小。例如，如果假设图像大小是“1000×1000”的大小，则滤波适用范围决定部件26c在将空间滤波的适用范围设定为“3×3”～“30×30”的大小的基础上，根据移动向量，使适用范围移动。例如，滤波适用范围决定部件26c在将空间滤波的适用范围设定为“9×9”的大小的基础上，根据移动向量，使适用范围移动。
另外，在实施例3中，也可以如实施例2所说明的那样，在将原始图像分离为高频成分图像和低频成分图像的基础上，只对高频成分图像执行空间滤波的处理。
如上所述，在实施例3中，即使在使用以下这样的空间滤波，即使用与利用参考图像(过去帧)计算出的差异值对应的加权，只根据构成处理对象图像的像素的像素值，生成滤波处理后图像的空间滤波的情况下，也能够始终保证噪声降低效果。另外，在实施例3中，也与实施例1同样地，只通过使适用范围移动的滤波处理，来进行噪声降低，因此能够高速地进行处理，进而，能够避免由于在现有的滤波处理中进行的图像变形而有可能造成的图像失真。
另外，在上述实施例1～3中，说明了针对通过透视摄影而生成的X射线图像执行平滑化滤波处理的情况，但本发明并不只限于此，也可以是针对通过X射线量比透视摄影大的通常摄影所生成的X射线图像，来执行平滑化滤波处理的情况。
另外，在上述实施例1～3中，说明了图像处理部件26组合在X射线诊断装置100中的情况，但本发明并不只限于此，也可以是从X射线诊断装置100独立地设置图像处理部件26的情况。在该情况下，图像处理部件26针对从X射线诊断装置100接收到的X射线图像，执行平滑化滤波处理。进而，也可以是由图像处理部件26对从多个X射线诊断装置接收到的X射线图像执行平滑化滤波处理的情况。另外，作为图像处理部件26的处理对象的X射线图像，也可以是由X射线CT(computed tomography)装置生成的X射线图像。进而，也可以是图像处理部件26的处理对象的图像是由MRI(Magnetic ResonanceImaging)装置生成的MRI图像、由超声波诊断装置生成的超声波图像等医用图像的情况。
另外，在上述实施例1～3中，说明了使用支架标记来移动平滑化滤波的适用范围的情况，但本发明并不只限于此，也可以是使用其他物体作为标记而移动平滑化滤波的适用范围的情况。
例如，也可以是以下的情况：将插入支架的导管时使用导线(guide wire)的前端部分、标记线(marker wire)的标记等检测为标记座标，来移动平滑化滤波的适用范围。
另外，在上述实施例1～3中，说明了将血管内介入治疗作为参考X射线图像进行的治疗，使用支架作为治疗用工具的情况，但本发明也可以针对在参考X射线图像执行的各种治疗中使用的治疗用工具，适用本发明。
例如，通过将在脉率不齐的治疗中使用的电气生理用导管的电极、为了对难以用气球和支架等扩张的硬的梗塞部位进行治疗而使用的rotor brator的电钻、在方向性冠状动脉切除手术中使用的导管的前端进行开孔的金属性的筒、用于检查梗塞部位的血管内的状况的带有超声波发送接收功能的导管等作为标记，从而能够在使用了这些治疗用设备的治疗中适用本发明。

Claims (7)

1.一种X射线诊断装置，其特征在于包括：
图像数据生成部件(24)，检测从X射线管(12)照射并透过了被检体的X射线，沿着时序生成X射线图像；
特征点位置检测部件(26a)，从包含在由上述图像数据生成部件(24)沿着时序生成的多个X射线图像中的至少第一图像和第二图像中，检测出规定的介入治疗用的治疗用工具所具有的不透射X射线的特征点的位置；
适用范围决定部件(26c)，根据由上述特征点位置检测部件(26a)检测出的上述第一图像中的上述特征点的位置和上述第二图像中的上述特征点的位置，通过座标变形，使适用范围移动，将通过在移动后的座标轴上位于同一座标上的第一图像中的像素和第二图像中的像素描绘出同一物体的适用范围决定为上述第一图像和上述第二图像中的平滑化滤波的适用范围；
滤波处理部件(26d)，根据由上述适用范围决定部件(26c)决定的上述平滑化滤波的适用范围，进行使用了上述第一图像和上述第二图像的平滑化滤波处理。
2.根据权利要求1所述的X射线诊断装置，其特征在于还包括：
分离部件(26e)，将上述多个X射线图像分别分离为高频成分图像和低频成分图像，其中
上述特征点位置检测部件(26a)和上述适用范围决定部件(26c)对由上述分离部件(26e)分离出的各个上述高频成分图像，进行上述特征点的位置检测处理和上述适用范围的决定处理，
上述滤波处理部件(26d)在上述第一图像和上述第二图像各自的高频成分图像的适用范围之间，进行上述平滑化滤波处理，并合成对应的低频成分图像。
3.根据权利要求1所述的X射线诊断装置，其特征在于：
上述滤波处理部件(26d)进行以下这样的平滑化滤波处理，即在上述第一图像和上述第二图像各自的适用范围之间对应的像素中，将对处理对象以外的图像的像素值进行了规定的加权的值与处理对象的图像的像素值相加。
4.根据权利要求2所述的X射线诊断装置，其特征在于：
上述滤波处理部件(26d)进行以下这样的平滑化滤波处理，即在上述第一图像和上述第二图像各自的适用范围之间对应的像素中，将对处理对象以外的图像的像素值进行了规定的加权的值与处理对象的图像的像素值相加。
5.根据权利要求1所述的X射线诊断装置，其特征在于：
上述滤波处理部件(26d)进行以下这样的平滑化滤波处理，即在上述第一图像和上述第二图像各自的适用范围之间，计算出处理对象的图像内的位于空间方向的规定范围内的像素的像素值与处理对象以外的图像内的对应的像素的像素值的差异值，与计算出的差异值的大小对应地变更该处理对象的图像内的各像素的加权，由此计算出新的像素值。
6.根据权利要求2所述的X射线诊断装置，其特征在于：
上述滤波处理部件(26d)进行以下这样的平滑化滤波处理，即在上述第一图像和上述第二图像各自的适用范围之间，计算出处理对象的图像内的位于空间方向的规定范围内的像素的像素值与处理对象以外的图像内的对应的像素的像素值的差异值，与计算出的差异值的大小对应地变更该处理对象的图像内的各像素的加权，由此计算出新的像素值。
7.一种图像处理装置，其特征在于包括：
特征点位置检测部件(26a)，从包含在沿着时序生成的多个医用图像中的至少第一图像和第二图像中，检测出规定的介入治疗用的治疗用工具所具有的不透射X射线的特征点的位置；
适用范围决定部件(26c)，根据由上述特征点位置检测部件(26a)检测出的上述第一图像中的上述特征点的位置和上述第二图像中的上述特征点的位置，通过座标变形，使适用范围移动，将通过在移动后的座标轴上位于同一座标上的第一图像中的像素和第二图像中的像素描绘出同一物体的适用范围决定为上述第一图像和上述第二图像中的平滑化滤波的适用范围；
滤波处理部件(26d)，根据由上述适用范围决定部件(26c)决定的上述平滑化滤波的适用范围，进行使用了上述第一图像和上述第二图像的平滑化滤波处理。
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