JP2001169182A - 画像表示方法および画像表示装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 比較読影の対象となる同一被写体についての
２以上の画像について、従来よりも比較読影性能を向上
させるように表示させる。 【解決手段】 同一被写体についての、比較読影の対象
となる２つの画像P1,P2間の差異を抽出するサブトラク
ション画像作成手段14と、得られた差異を表すサブトラ
クション画像を表示する画像表示面11とを備えた画像表
示装置10において、サブトラクション画像作成手段14
が、両画像P1, P2の対応する画素間に差が無いときは基
準値０を、対応する画素間に差があるときは基準値０以
外の演算値を出力するものであり、比較読影の関心部分
である実質的な差異である病変部Ｋについての演算値が
属しない、基準値を下回る範囲についての演算値を、基
準値０に置換する画像処理手段13をさらに備える。

Description

【発明の詳細な説明】

【発明の属する技術分野】本発明は画像表示方法および
画像表示装置に関し、詳細には、同一被写体についての
２以上の画像間で演算を行なって得られた演算画像の表
示の改良に関するものである。

【従来の技術】従来より、同一被写体についての２以上
の画像を比較読影して、両画像間の差異を調べ、その差
異に基づいて被写体の検査などを行なうことが、種々の
分野において行なわれている。例えば工業製品の製造分
野においては、ある製品について新品の状態の時に撮影
された画像と、当該製品の耐久試験後に撮影された画像
とを比較読影して、両者の差異の大きな部位に注目する
ことにより、製品の耐久性を向上させるべき部位を検討
することが行なわれており、また医療分野においては、
ある患者の疾患部位について時系列的に撮影された複数
枚の放射線画像を医師が比較読影することにより、当該
疾患の進行状況や治癒状況を把握して治療方針を検討す
ることが行われている。このように２以上の画像を比較
読影することが日常的に各種の分野で行われているが、
それらの差異を簡単に読影するには両画像間で演算を行
なって、当該差異を抽出し、この抽出された差異を表示
することである。このような画像間演算としては例え
ば、画素を対応させて両画像の差を求めるサブトラクシ
ョン演算などが知られている。

【発明が解決しようとする課題】ところでこのような２
つの画像間で演算を行なう場合、演算に先だって両画像
のうち少なくとも一方に対して、両画像内の各構造物・
組織など対応する画素間で位置合わせが行なう必要があ
るが、精密に位置合わせを行なおうとしても、画像中に
おける被写体の撮影体位が元々ずれている場合が多く、
必ずしも完全な位置合わせを行えるとは限らない。その
ような場合、画像中における構造物や組織の辺縁にわず
かな位置ずれが生じて、画像間演算により得られた演算
画像にはこれら構造物等のアーチファクトが残存するこ
とになる。例えば画像間演算として両画像の差分である
サブトラクション演算を適用し、位置合わせが本来完全
に行われている場合には、両画像間に差異の無い部分で
は演算値は０（ゼロ）となる。しかし、位置ずれにより
アーチファクトが生じている部分では０を挟んで＋側と
−側との双方にそれぞれ０以外の値を有する部分が存在
することになる。そして、通常、演算値０をそのまま画
像信号として画像表示装置に表示させることはなく、画
像表示装置の輝度値または濃度値のダイナミックレンジ
の中央値Ｄmd等に演算値０を対応させるため、例えば−
側の演算値はダイナミックレンジの中央値Ｄmdに対応し
た画像部分よりも高輝度の画像部分として再生され、＋
側の演算値はダイナミックレンジの中央値Ｄmdに対応し
た画像部分よりも低輝度の画像部分として再生される。
したがって、実質的な差異である関心部分を読影するた
めに、同一被写体についての、比較読影の対象となる２
つの画像間で画像間演算を行い、この画像間演算により
得られた差異を表す演算画像を画像表示装置に表示して
も、上述したように、実質的な差異のみならず、両画像
間の位置ずれに伴うアーチファクトも表示され、実質的
な差異の読影に支障をきたすおそれがある。本発明は上
記事情に鑑みなされたものであって、同一被写体につい
ての、比較読影の対象となる２つの画像による画像間演
算で得られた演算画像のアーチファクトを低減させて、
両画像の実質的差異を読影しやすくした画像表示方法お
よび画像表示装置を提供することを目的とするものであ
る。

【課題を解決するための手段】本発明の画像表示方法お
よび画像表示装置は、同一被写体についての、比較読影
の対象となる２つの画像による画像間演算により得られ
た演算画像を表示するに際して、演算画像に現れた、基
準値を挟んで上下に存在するアーチファクトのうち、関
心画像の存在しない側のアーチファクトを表示させない
ようにして、関心画像の読影性能を向上させたものであ
る。すなわち本発明の第１の画像表示方法は、同一被写
体についての、比較読影の対象となる２つの画像間で、
該２つの画像間の差異を抽出する画像間演算を行い、こ
の画像間演算により得られた前記差異を表す演算画像を
表示する画像表示方法において、前記画像間演算が、前
記２つの画像の対応する画素間に前記差異が無いときは
所定の基準値を出力し、前記対応する画素間に前記差異
があるときは前記基準値を上回る演算値または下回る演
算値を出力するものであり、前記抽出された前記演算画
像のうち前記比較読影の関心部分である実質的な差異に
ついての前記演算値が属しない、前記基準値に対する上
下範囲のうちの一方の範囲についての前記演算値を、前
記基準値に置換することを特徴とするものである。ここ
で、２つの画像間の差異を抽出する画像間演算として
は、２画像間の差を算出する減算処理だけでなく、２画
像のうち一方を他方で除算するものであってもよい。ま
たこれらの減算処理や除算処理は、エネルギサブトラク
ション画像を得るための２つの元の画像間で放射線の照
射量レベルを一致させるように、元の画像の性質に応じ
て、一方にのみ重み付けをして行なうものであってもよ
い。また例えば画像間演算として単純な減算処理を適用
した場合は、２つの画像間で差異の無い部分では減算処
理結果は０（ゼロ）となるため、この０を所定の基準値
として適用することができる。なお、基準値を０とする
と画像表示装置に画像を表示したときに見にくくなるた
め、この演算結果０を画像表示装置のダイナミックレン
ジの中央値等に合わせて、その中央値等を基準値として
採用することもできる。同様に、画像間演算として除算
処理を適用した場合には、２つの画像間で差異の無い部
分では除算理結果は１となるため、この１を所定の基準
値として適用することができるが、演算結果１を画像表
示装置のダイナミックレンジの中央値等に合わせて、そ
の中央値等を基準値として採用することもできる。比較
読影の関心部分である実質的な差異とは、単なる形式的
な位置ずれ、すなわち画像を撮影したときの配置状態の
相違によって生じた位置ずれに基づく差異（アーチファ
クト）ではなく、実質的な被写体の変化など（病状が進
行した疾患部・病変部、吸収エネルギ帯域が異なる組織
・構造物、金属疲労により進行した亀裂等）の差異を意
味するものである。以上の本発明の第１の画像表示方法
によれば、アーチファクトは基準値に対して上下両範囲
に万遍なく出現するのに対して、実質的な差異について
は一方の範囲にのみ出現するため、実質的な差異が存在
する側でない側の演算値を基準値に置換することによ
り、アーチファクトのほぼ半分を除去することができ、
画像の読影性能を向上させることができる。上記被写体
には、人体等の他、動植物、工業製品、地形、天体、風
景等あらゆるものが含まれる。比較読影の対象となる同
一被写体についての画像としては、それぞれ医療用放射
線画像を適用することもでき、さらに、時系列的に略同
時に撮影して得られたエネルギー分布の互いに異なる２
つの原画像（画像間演算によりエネルギサブトラクショ
ン画像を得るための画像）、時系列的に異なる時期に撮
影して得られた２つの原画像（画像間演算により経時サ
ブトラクション画像を得るための画像）、造影剤の注入
前後にそれぞれ撮影して得られる血管の２つの画像（画
像間演算によりＤＳＡ（デジタルサブトラクション・ア
ンギオグラフィ）を得るための画像）等を適用すること
ができる。本発明の第１の画像表示装置は上記本発明の
第１の画像表示方法を実施するための装置であって、同
一被写体についての、比較読影の対象となる２つの画像
間で、該２つの画像間の差異を抽出する画像間演算を行
なう画像間演算手段と、この画像間演算手段による画像
間演算により得られた前記差異を表す演算画像を表示す
る画像表示手段とを備えた画像表示装置において、前記
画像間演算手段が、前記２つの画像の対応する画素間に
前記差異が無いときは所定の基準値を出力し、前記対応
する画素間に前記差異があるときは前記基準値を上回る
演算値または下回る演算値を出力する画像間演算を行な
うものであり、前記抽出された前記演算画像のうち前記
比較読影の関心部分である実質的な差異についての前記
演算値が属しない、前記基準値に対する上下範囲のうち
の一方の範囲についての前記演算値を、前記基準値に置
換する画像処理手段をさらに備えたことを特徴とするも
のである。ここで、画像間演算手段としては、上記２つ
の画像の対応する画素間で減算を行なうことにより画像
間演算を行なうものであってもよいし、画素間で除算を
行なうことにより画像間演算を行なうものものであって
もよい。上記被写体には、人体等の他、動植物、工業製
品、地形、天体、風景等あらゆるものが含まれる。比較
読影の対象となる同一被写体についての画像としては、
それぞれ医療用放射線画像を適用することもでき、さら
に、時系列的に略同時に撮影して得られたエネルギー分
布の互いに異なる２つの原画像（画像間演算によりエネ
ルギサブトラクション画像を得るための画像）、時系列
的に異なる時期に撮影して得られた２つの原画像（画像
間演算により経時サブトラクション画像を得るための画
像）、造影剤の注入前後にそれぞれ撮影して得られる血
管の２つの画像（画像間演算によりＤＳＡ（デジタルサ
ブトラクション・アンギオグラフィ）を得るための画
像）等を適用することができる。本発明の第２の画像表
示方法は、同一被写体についての、比較読影の対象とな
る２つの画像間で、該２つの画像間の差異を抽出する画
像間演算を行ない、この画像間演算により得られた前記
差異を表す演算画像を表示する画像表示方法において、
前記画像間演算が、前記２つの画像の対応する画素間に
前記差異が無いときは所定の基準値を出力し、前記対応
する画素間に前記差異があるときは前記基準値を上回る
演算値または下回る演算値を出力するものであり、前記
演算画像として、前記基準値を上回る演算値を前記基準
値に置換して得られた第１の演算画像と前記基準値を下
回る演算値を前記基準値に置換して得られた第２の演算
画像とを選択的に表示することを特徴とするものであ
る。すなわち本発明の第２の画像表示方法は、この基準
値に対する上下両範囲のうち一方のみを除去した２種類
の演算画像を作成し、この２つを選択的に表示させるこ
とにより、特に実質的な差異が基準値に対して上下両範
囲のいずれの範囲に出現しているか予め分からない場合
にも、表示させる演算画像を切り換えることにより、実
質的な差異の存在を見逃すことがなく、しかも角演算画
像はアーチファクトの略半分が除去されているものであ
るため、画像の読影性能を向上させることができる。な
お、２つの画像間の差異を抽出する画像間演算として
は、２画像間の差を算出する減算処理だけでなく、２画
像のうち一方を他方で除算するものであってもよい。ま
たこれらの減算処理や除算処理は、エネルギサブトラク
ション画像を得るための２つの元の画像間で放射線の照
射量レベルを一致させるように、元の画像の性質に応じ
て、一方にのみ重み付けをして行なうものであってもよ
い。また例えば画像間演算として単純な減算処理を適用
した場合は、２つの画像間で差異の無い部分では減算処
理結果は０（ゼロ）となるため、この０を所定の基準値
として適用することができる。なお、基準値を０とする
と画像表示装置に画像を表示したときに見にくくなるた
め、この演算結果０を画像表示装置のダイナミックレン
ジの中央値等に合わせて、その中央値等を基準値として
採用することもできる。同様に、画像間演算として除算
処理を適用した場合には、２つの画像間で差異の無い部
分では除算理結果は１となるため、この１を所定の基準
値として適用することができるが、演算結果１を画像表
示装置のダイナミックレンジの中央値等に合わせて、そ
の中央値等を基準値として採用することもできる。比較
読影の関心部分である実質的な差異とは、単なる形式的
な位置ずれ、すなわち画像を撮影したときの配置状態の
相違によって生じた位置ずれに基づく差異（アーチファ
クト）ではなく、実質的な被写体の変化など（病状が進
行した疾患部・病変部、吸収エネルギ帯域が異なる組織
・構造物、金属疲労により進行した亀裂等）の差異を意
味するものである。上記被写体には、人体等の他、動植
物、工業製品、地形、天体、風景等あらゆるものが含ま
れる。比較読影の対象となる同一被写体についての画像
としては、それぞれ医療用放射線画像を適用することも
でき、さらに、時系列的に略同時に撮影して得られたエ
ネルギー分布の互いに異なる２つの原画像（画像間演算
によりエネルギサブトラクション画像を得るための画
像）、時系列的に異なる時期に撮影して得られた２つの
原画像（画像間演算により経時サブトラクション画像を
得るための画像）、造影剤の注入前後にそれぞれ撮影し
て得られる血管の２つの画像（画像間演算によりＤＳＡ
（デジタルサブトラクション・アンギオグラフィ）を得
るための画像）等を適用することができる。本発明の第
２の画像表示装置は、本発明の第２の画像表示方法を実
施するための装置であって、同一被写体についての、比
較読影の対象となる２つの画像間で、該２つの画像間の
差異を抽出する画像間演算を行なう画像間演算手段と、
この画像間演算手段による画像間演算により得られた前
記差異を表す演算画像を表示する画像表示手段とを備え
た画像表示装置において、前記画像間演算手段が、前記
２つの画像の対応する画素間に前記差異が無いときは所
定の基準値を出力し、前記対応する画素間に前記差異が
あるときは前記基準値を上回る演算値または下回る演算
値を出力する画像間演算を行なうものであり、前記演算
画像として、前記基準値を上回る演算値を前記基準値に
置換して得られた第１の演算画像と前記基準値を下回る
演算値を前記基準値に置換して得られた第２の演算画像
とを選択的に前記画像表示手段に表示させる画像処理手
段をさらに備えたことを特徴とするものである。ここ
で、画像間演算手段としては、上記２つの画像の対応す
る画素間で減算を行なうことにより画像間演算を行なう
ものであってもよいし、画素間で除算を行なうことによ
り画像間演算を行なうものものであってもよい。上記被
写体には、人体等の他、動植物、工業製品、地形、天
体、風景等あらゆるものが含まれる。比較読影の対象と
なる同一被写体についての画像としては、それぞれ医療
用放射線画像を適用することもでき、さらに、時系列的
に略同時に撮影して得られたエネルギー分布の互いに異
なる２つの原画像（画像間演算によりエネルギサブトラ
クション画像を得るための画像）、時系列的に異なる時
期に撮影して得られた２つの原画像（画像間演算により
経時サブトラクション画像を得るための画像）、造影剤
の注入前後にそれぞれ撮影して得られる血管の２つの画
像（画像間演算によりＤＳＡ（デジタルサブトラクショ
ン・アンギオグラフィ）を得るための画像）等を適用す
ることができる。

【発明の効果】本発明の画像表示方法および画像表示装
置によれば、同一被写体についての、比較読影の対象と
なる２つの画像による画像間演算により得られた演算画
像を表示するに際し、アーチファクトが基準値に対して
上下両範囲に万遍なく出現するという特性を利用して、
関心画像である実質的な差異の存在しない側（上側範囲
または下側範囲のうちの一方）のアーチファクトを表示
させないようにして、関心画像の読影性能を向上させる
ことができる。

【発明の実施の形態】以下、本発明の画像表示方法およ
び画像表示装置の実施の形態について図面を用いて説明
する。図１は本発明の画像表示方法および画像表示装置
の一実施形態である画像表示装置１０を含む医療用画像
ネットワーク１００を示す図である。図示のネットワー
ク１００には、例えばＣＴ装置（コンピュータ断層像撮
影装置）、ＭＲＩ装置（磁気共鳴像撮影装置）、ＣＲ装
置（コンピュータラジオグラフィ）５０等の医療用画像
生成装置と、これらの医療用画像生成装置により生成さ
れた各種の診断用医療画像を蓄積記憶するデータベース
７０と、データベース７０に一旦記憶された画像や画像
生成装置から直接送られた画像を表示する画像表示装置
１０などが接続されている。なおネットワーク１００に
は、このネットワーク１００上を流通する画像をフイル
ム等に出力するプリンター等も接続されているが、ＣＴ
装置およびＭＲＩ装置を含めて本図においては図示を省
略している。ＣＲ装置５０は、被写体を透過した放射線
を、輝尽性蛍光体層を有するシート状の蓄積性蛍光体シ
ートに照射することにより、蓄積性蛍光体シートに被写
体の透過放射線像を蓄積記録し、その後、当該蓄積性蛍
光体シートにレーザ光を照射して、シートに蓄積記録さ
れている放射線エネルギに応じた光量で発光する輝尽発
光光を光電的に読み取ることにより、被写体の透過放射
線像をデジタル画像として取得する装置であり、病院等
の医療機関において広く使用されているものである。Ｃ
Ｒ装置５０とネットワーク１００の間に介在しているＱ
Ａ−ＷＳ（画像品質チェック用ワークステーション）６
０は、上述したＣＲ装置５０等の画像生成装置により生
成された診断用画像をチェックし、必要の場合は画像生
成装置に対して画像の再取得を要求するなどの機能を備
えたワークステーションである。本実施形態におけるこ
のＱＡ−ＷＳ６０は、ＣＲ装置５０によって生成された
デジタル画像Ｐを、データベース７０に蓄積記憶する前
に表示して、画像濃度、コントラストなどの画質チェッ
ク、撮影範囲等のチェックを行うものとして設けられて
いる。画像表示装置１０は、ネットワーク１００を介し
て入力された画像を単に可視像として表示するだけでな
く、同一患者の同一患部について時系列的に撮影された
２つの原画像Ｐについてサブトラクション処理をも行う
機能を有するものであり、このような経時サブトラクシ
ョン画像Ｓｕを作成する、画像間演算手段としての経時
サブトラクション画像作成部１４と、画像を一時的に記
憶するメモリ１２と、画像を表示する画像表示面（画像
表示手段）１１と、経時サブトラクション画像作成部１
４により作成された経時サブトラクション画像に所定の
処理を施す画像処理手段１３とを備えた構成である。こ
こで経時サブトラクション画像作成部１４は、２つの画
像Ｐ１，Ｐ２のうち、時系列的に新しい方の第２画像Ｐ
２から、より古い側の第１画像Ｐ１を、画素を対応させ
て減算処理し、サブトラクション画像Ｓｕを得るもので
ある。したがって、この経時サブトラクション画像作成
部１４からは、その減算処理の結果の演算値が画素ごと
に出力される。両画像について対応する画素値（濃度ま
たは輝度等の信号値）に差異が無いとき、すなわち「同
一信号値のときは演算値は０となり、対応する画素値に
差異があるときは演算値は０以外の値となり、その値は
正または負の値となる。画像処理手段１３は、経時サブ
トラクション画像作成部１４から入力されたサブトラク
ション画像Ｓｕに対して所定の処理を施すものである
が、その処理は、サブトラクション画像Ｓｕのうち、演
算値である濃度値が負の画素について、その演算値を０
に置換した上で、サブトラクション画像Ｓｕの全画素に
ついての演算値を一律にシフトさせる処理である。ここ
で濃度値が負の画素についての濃度値を０に置換するの
は、ＣＲ装置等の画像生成装置により生成された、第１
画像Ｐ１，第２画像Ｐ２等の診断用医療画像において
は、病変部は一般に正常組織よりも高い濃度となって現
れる。したがって、その病変部の画素値は正常組織の画
素値よりも大きい値となる。そして、経時サブトラクシ
ョン画像作成部１４は、第２画像Ｐ２から第１画像Ｐ１
を画素を対応させて減算処理するため、時系列的に、よ
り古い第１画像Ｐ１に存在しない病変部がより新しい第
２画像Ｐ２に存在した場合、サブトラクション画像Ｓｕ
における当該病変部はその演算値が正となる一方、第１
画像Ｐ１にも第２画像Ｐ２にも病変部が存在しない場合
には、サブトラクション画像Ｓｕにおける演算値は０と
なる。またサブトラクション画像Ｓｕにおいては、第１
画像Ｐ１と第２画像Ｐ２との対応する組織・構造物の位
置ずれに起因するアーチファクトも現れるが、このアー
チファクトについての演算値は正負の各値をそれぞれ採
る。通常の診断においては、第１画像Ｐ１作成時から第
２画像Ｐ２作成時までの時間経過の間に生じた病変部に
こそ関心を以て画像の読影を行なうため、上記サブトラ
クション画像Ｓｕにおいては演算値が正の領域のみ再生
されれば十分であり、負の領域の像を再生する必要はな
く、画像処理手段１３が、信号値が負の画素の当該信号
値を一律に０に置換することにより、読影の際にノイズ
となるアーチファクトのうち負の領域に存在するものを
除去することとなり、本来の関心部分である病変部の読
影性能を向上させることができる。またサブトラクショ
ン画像Ｓｕはその大部分が上記置換処理により演算値０
または０に近い正の値を採る画像であるため、これをそ
のまま画像表示面１１に表示させると略全体が最大濃度
（最低輝度）で表示され、これはコントラスト弁別性能
上適切ではないため、画像処理手段１３は、サブトラク
ション画像Ｓｕの演算値０が画像表示面１１の表示濃度
（輝度）のダイナミックレンジ中央値（ダイナミックレ
ンジＤが０〜1023のとき、中央値として 512）となるよ
うに、サブトラクション画像Ｓｕの全画素についての演
算値を一律にシフトさせる処理を施す。次に本実施形態
の画像表示装置１０の作用について説明する。予めＣＲ
装置５０により、撮影時期を異にして、特定の患者の胸
部放射線透過画像（原画像）Ｐ１，Ｐ２が撮影され、こ
れらの画像Ｐ１，Ｐ２はＱＡ−ＷＳ６０により画質等が
チェックされた後にネットワーク１００を介してデータ
ベース７０に蓄積記憶されている。この蓄積記憶されて
いる各画像Ｐ１，Ｐ２には、撮影された患者に固有のＩ
Ｄ番号と、撮影部位（本説明においては胸部）・撮影体
位を表す記号と、撮影日とがヘッダ情報として付帯して
いる。まず画像表示装置１０に、ネットワーク１００を
介してデータベース７０から同一のＩＤ番号、同一の撮
影部位記号および異なる撮影日のヘッダ情報が付帯して
いる２つの原画像Ｐ１，Ｐ２が入力される。この２つの
原画像Ｐ１，Ｐ２は撮影日が異なる、同一患者の胸部正
面画像であり、時系列的な比較を行おうとする画像であ
る（図２（１），（２））。なお第１の画像Ｐ１よりも
第２の画像Ｐ２の方が撮影時期が新しく、第１の画像Ｐ
１は過去画像、第２の画像Ｐ２は現在の画像ということ
ができるものである。ここで、入力された２つの時系列
の原画像Ｐ１，Ｐ２は経時サブトラクション画像作成部
１４に入力される。経時サブトラクション画像作成部１
４は、入力された２つの原画像Ｐ１，Ｐ２間で画素を対
応させて差分を算出するサブトラクション処理をなすも
のであるが、図２に示すように、両原画像Ｐ１，Ｐ２に
おける被写体（患者の胸部）の配置位置が全く同一であ
ることは無いに等しい。したがって、このまま両者間で
画素を対応させてサブトラクション処理を行えば、骨部
と軟部との間でサブトラクションが行われるなど、異な
った組織・構造物間で処理がなされる可能性が高い。そ
こで経時サブトラクション画像作成部１４は、図３に示
すように、位置合わせ処理を行ったうえでサブトラクシ
ョン処理を施す。以下、経時サブトラクション画像作成
部１４の処理内容について説明する。まず、第１の原画
像Ｐ１と第２の原画像Ｐ２とのグローバルな位置合わせ
処理（グローバルマッチング）を行う。これは、より新
しい画像である第２の原画像Ｐ２に第１の原画像Ｐ１を
一致させるように、第１の原画像Ｐ１に対してアフィン
変換（回転、平行シフト）を施す処理であり、この処理
により第１の原画像Ｐ１は、図４に示すように第１の画
像Ｐ１′に変換される。次に経時サブトラクション画像
作成部１４は、第２の原画像Ｐ２の全体を多数の関心領
域（ＲＯＩ）Ｔに区切り、各ＲＯＩ（Ｔ）の中心画素を
それぞれｘ−ｙ座標系（ｘ，ｙ）により表す（図５参
照）。また経時サブトラクション画像作成部１４は、第
１の画像Ｐ１′に探索ＲＯＩ（Ｒ）を設定する。この探
索ＲＯＩ（Ｒ）は、第２の原画像Ｐ２の各ＲＯＩ（Ｔ）
に対応して設定され、同一の中心座標（ｘ，ｙ）を有
し、ＲＯＩ（Ｔ）の４倍（縦横ともに２倍）の広さの領
域である。経時サブトラクション画像作成部１４は、第
１の画像Ｐ１′に設定された各探索ＲＯＩ（Ｒ）の中
で、第２の画像Ｐ２の対応するＲＯＩ（Ｔ）を移動させ
て、各ＲＯＩ（Ｒ）ごとに最も両画像Ｐ１′，Ｐ２のマ
ッチング度合いが高くなる位置（ＲＯＩの中心位置
（ｘ′，ｙ′））を求める（ローカルマッチングによる
ＲＯＩごとのシフト量算出）。マッチング度合いの高低
を示す指標値としては、最小自乗法や相互相関による指
標値を用いることができる。このようにして求められ
た、各ＲＯＩの中心画素（ｘ，ｙ）ごとのシフト値（Δ
ｘ，Δｙ）（ただし、Δｘ＝ｘ′−ｘ，Δｙ＝ｙ′−
ｙ）は、各画像Ｐ１′，Ｐ２間において図６に示すよう
なものとなる。そして各中心画素（ｘ，ｙ）ごとの各シ
フト値（Δｘ，Δｙ）を用いて、第１の画像Ｐ１′の全
ての画素に対するシフト値（Δｘ，Δｙ）を求めるため
に、２次元１０次多項式による近似処理を行なう。そし
て得られた各画素ごとのシフト値（Δｘ，Δｙ）に基づ
いて、第１の画像Ｐ１′の各画素（ｘ，ｙ）をシフトさ
せる、非線形歪変換処理（ワーピング）を第１の画像Ｐ
１′に対して施す。第１の画像Ｐ１′をワーピングして
得られた第１の変換画像Ｐ１″は、第２の原画像Ｐ２
（図７（１））との対応する画素における組織のマッチ
ングが非常によい画像（同図（２））となり、第２の変
換画像Ｐ２から第１の画像Ｐ１″を、対応する画素同士
間で減算処理を行うことにより、同図（３）に示すよう
な、組織間の境界線によるアーチファクトＡｆが少ない
経時サブトラクション画像Ｓｕが取得される。そしてこ
の経時サブトラクション画像Ｓｕによれば、第１の画像
Ｐ１には存在せず、第２の画像Ｐ２の向かって左側の肺
野に存在している病変部Ｋが、他の部分よりも高濃度の
部分として浮き出たものとされ、これを可視画像として
再生することにより、過去から現在にかけての病変部Ｋ
の経時的成長の様子を的確に把握することができる。な
お本実施形態の説明においては、経時サブトラクション
画像作成部１４が、少なくとも一方の画像に対してグロ
ーバルマッチングを行った後に、ローカルマッチングを
行うものとしたが、このような態様に限らず、グローバ
ルマッチングを省略してローカルマッチングを行っても
よい。また、第１の原画像Ｐ１に対してのみ処理（アフ
ィン変換、非線形歪変換）を施すのではなく、第２の原
画像Ｐ２に対しても又は第２の原画像Ｐ２に対しての
み、処理を施すようにしてもよい。さらに経時サブトラ
クション画像作成部１４は、画像表示装置１０自体が備
えたものである必要は必ずしもなく、ネットワーク１０
０上に、独立した経時サブトラクション画像作成装置と
して設けられてもよいし、ＱＡ−ＷＳ６０の一部の機能
として備えられてもよい。ところで、このようにして得
られた経時サブトラクション画像Ｓｕは、完全にアーチ
ファクトＡｆが除去されたものではないため、図７
（１）のサブトラクション画像の例えばＡ−Ａ′線にお
ける画像濃度の分布は、同図（２）および図８（１）に
示すようにアーチファクトＡｆに対応した濃度変動が認
められる。この濃度変動は基準（濃度０）を挟んで、基
準よりも低濃度部分と高濃度部分とが急激に切り替わる
分布を示す。また上述したように第２の画像Ｐ２に存在
する病変部Ｋは、サブトラクション画像Ｓｕにおいて、
基準より高濃度の分布を有している。次に、このサブト
ラクション画像Ｓｕは画像処理手段１３に入力される。
そして画像処理手段１３は、サブトラクション画像Ｓｕ
の濃度値（図８（１））が負の画素の当該濃度値を一律
に基準値（＝０）に置換する（同図（２））。これによ
り濃度値が正である、本来の関心部分である病変部Ｋの
読影性能を損なうことなく、読影の際にノイズとなるア
ーチファクトのうち、負の領域に存在するものが除去さ
れる。したがって、相対的に病変部Ｋの観察読影性能が
向上される。さらに画像処理手段１３は、コントラスト
弁別性能を向上させるため、サブトラクション画像Ｓｕ
の演算値０が画像表示面１１の表示濃度（輝度）のダイ
ナミックレンジ中央値（ダイナミックレンジＤが０〜10
23のとき、中央値として 512）となるように、サブトラ
クション画像Ｓｕの全画素についての演算値を一律にシ
フトさせる変換処理を施す。これによりサブトラクショ
ン画像Ｓｕはその大部分が画像表示面１１の表示濃度
（輝度）のダイナミックレンジ中央値に等しいか、また
はこの中央値を上回った濃度値の画像とされる。このよ
うにして得られたサブトラクション画像Ｓｕは、図９に
示すように、第１の原画像Ｐ１および第２の原画像Ｐ２
とともに、画像表示面１１に並べて表示される。そして
この画像表示面１１に表示されるサブトラクション画像
Ｓｕは、前述したように、読影の際にノイズとなるアー
チファクトの略半分が除去されたものとなっているた
め、従来よりも相対的に病変部Ｋの観察読影性能が向上
したものとなる。上述したように本実施形態の画像表示
装置によれば、同一被写体についての、比較読影の対象
となる２つの画像Ｐ１，Ｐ２による画像間演算で得られ
たサブトラクション画像Ｓｕのアーチファクトを低減さ
せて、両画像Ｐ１，Ｐ２の実質的差異である病変部Ｋを
読影し易くすることができる。なお本実施形態の画像表
示装置は、サブトラクション画像Ｓｕにおける病変部Ｋ
が基準より高濃度の画像部分として表示されることを前
提としているため、基準より低濃度側の画像部分の信号
値を一律に基準値に置換させるものとしたが、病変部Ｋ
が基準より低濃度の画像部分として表示される場合に
は、基準より高濃度側の画像部分の信号値を一律に基準
値に置換させるものとする必要がある。ただし、病変部
Ｋが基準値に対して高濃度側に出現するのか、低濃度側
に出現するのかが予め分からない場合もあり、また高濃
度側および低濃度側にそれぞれ特徴的な病変部Ｋおよび
Ｋ′が出現する場合もある。そこで上記実施形態におけ
る画像処理手段１３を、基準値を上回る濃度値を基準値
に置換して得られた第１のサブトラクション画像Ｓｕ１
と基準値を下回る濃度値を基準値に置換して得られた第
２のサブトラクション画像Ｓｕ２との２つのサブトラク
ション画像を作成するとともに、これら２つのサブトラ
クション画像Ｓｕ１，Ｓｕ２のうち一方を、前述したサ
ブトラクション画像Ｓｕに代えて選択的に画像表示面１
１に表示させる処理をなすものとして備えた実施形態の
画像表示装置とすればよい。この実施形態の画像表示装
置によれば、表示面１１に表示させようとするサブトラ
クション画像Ｓｕ１，Ｓｕ２のうち一方を選択して、そ
の選択の指示を画像処理手段１３に入力することによ
り、画像表示面１１に表示されるサブトラクション画像
Ｓｕ１またはＳｕ２を適宜切り換えて表示させることが
でき、関心部分である病変部Ｋが基準値に対して高濃度
側に出現するのか、低濃度側に出現するのかが予め分か
らない場合や、また高濃度側および低濃度側にそれぞれ
出現した病変部ＫおよびＫ′をそれぞれ読影したい場合
にも対応することができる。本実施形態の画像表示装置
においては、主として特開平７−３７０７４号公報によ
り開示されている処理により得られた経時サブトラクシ
ョン画像を表示対象としているが、本発明の画像表示方
法および画像表示装置はこのような画像に限るものでは
なく、時系列的に略同時に撮影して得られたエネルギー
分布の互いに異なる２つの原画像（高圧画像、低圧画
像）およびこれらに基づいて得られたエネルギサブトラ
クション画像や、造影剤の注入前後にそれぞれ撮影して
得られる血管の２つの原画像およびこれらに基づいて得
られたＤＳＡ画像等、比較読影の対象となる、同一被写
体についての２以上の画像であれば、生体であるか否か
に拘わらず、あらゆる画像を適用することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の画像表示装置の一実施形態を示す図

【図２】図１に示した画像表示装置に表示される２つの
原画像を表す図

【図３】経時サブトラクション処理の概要を示す図

【図４】グローバルマッチングを説明する図

【図５】ローカルマッチングを説明する図

【図６】非線形歪変換処理を説明する図

【図７】第１の原画像Ｐ１″、第２の変換画像Ｐ２およ
びサブトラクション画像Ｓｕを表す図

【図８】アーチファクトによる濃度分布を示す図

【図９】画像が画像表示面に表示された様子を示す図

【符号の説明】

10 画像表示装置 11 画像表示面（画像表示手段） 12 メモリ 13 画像処理手段 14 経時サブトラクション画像作成手段 50 ＣＲ装置 60 ＱＡ−ＷＳ 70 データベースサーバー 100 ネットワーク P1,P2 原画像 Su サブトラクション画像 Af アーチファクト Ｋ 病変部 Ｒ 探索ＲＯＩ Ｔ ＲＯＩ

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き Ｆターム(参考） 4C093 CA21 FD09 FF28 FF34 5B057 AA08 BA03 CA08 CA12 CA16 CB08 CB12 CB16 CC01 CD12 CE02 CE11 DA04 DA08 DB02 DB09 DC32 5C082 AA04 AA27 BA20 CA54 DA51 MM10 5L096 AA06 BA06 BA13 DA01 EA05 FA19 FA25 FA26 GA08 GA19 HA01

Claims (12)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 同一被写体についての、比較読影の対象
   となる２つの画像間で、該２つの画像間の差異を抽出す
   る画像間演算を行い、この画像間演算により得られた前
   記差異を表す演算画像を表示する画像表示方法におい
   て、 前記画像間演算が、前記２つの画像の対応する画素間に
   前記差異が無いときは所定の基準値を出力し、前記対応
   する画素間に前記差異があるときは前記基準値を上回る
   演算値または下回る演算値を出力するものであり、 前記抽出された前記演算画像のうち前記比較読影の関心
   部分である実質的な差異についての前記演算値が属しな
   い、前記基準値に対する上下範囲のうちの一方の範囲に
   ついての前記演算値を、前記基準値に置換することを特
   徴とする画像表示方法。
2. 【請求項２】 同一被写体についての、比較読影の対象
   となる２つの画像間で、該２つの画像間の差異を抽出す
   る画像間演算を行ない、この画像間演算により得られた
   前記差異を表す演算画像を表示する画像表示方法におい
   て、 前記画像間演算が、前記２つの画像の対応する画素間に
   前記差異が無いときは所定の基準値を出力し、前記対応
   する画素間に前記差異があるときは前記基準値を上回る
   演算値または下回る演算値を出力するものであり、前記
   演算画像として、前記基準値を上回る演算値を前記基準
   値に置換して得ら れた第１の演算画像と前記基準値を下回る演算値を前記
   基準値に置換して得られた第２の演算画像とを選択的に
   表示することを特徴とする画像表示方法。
3. 【請求項３】 前記画像間演算が、前記２つの画像の対
   応する画素間で減算を行なうものであることを特徴とす
   る請求項１または２記載の画像表示方法。
4. 【請求項４】 前記画像間演算が、前記２つの画像の対
   応する画素間で除算を行なうものであることを特徴とす
   る請求項１または２記載の画像表示方法。
5. 【請求項５】 前記比較読影の対象となる２つの画像
   が、撮影時点が互いに異なる時系列の画像であることを
   特徴とする請求項１から４のうちいずれか１項に記載の
   画像表示方法。
6. 【請求項６】 前記比較読影の対象となる２つの画像
   が、それぞれ医療用放射線画像であることを特徴とする
   請求項１から５のうちいずれか１項に記載の画像表示方
   法。
7. 【請求項７】 同一被写体についての、比較読影の対象
   となる２つの画像間で、該２つの画像間の差異を抽出す
   る画像間演算を行なう画像間演算手段と、この画像間演
   算手段による画像間演算により得られた前記差異を表す
   演算画像を表示する画像表示手段とを備えた画像表示装
   置において、 前記画像間演算手段が、前記２つの画像の対応する画素
   間に前記差異が無いときは所定の基準値を出力し、前記
   対応する画素間に前記差異があるときは前記基準値を上
   回る演算値または下回る演算値を出力する画像間演算を
   行なうものであり、 前記抽出された前記演算画像のうち前記比較読影の関心
   部分である実質的な差異についての前記演算値が属しな
   い、前記基準値に対する上下範囲のうちの一方の範囲に
   ついての前記演算値を、前記基準値に置換する画像処理
   手段をさらに備えたことを特徴とする画像表示装置。
8. 【請求項８】 同一被写体についての、比較読影の対象
   となる２つの画像間で、該２つの画像間の差異を抽出す
   る画像間演算を行なう画像間演算手段と、この画像間演
   算手段による画像間演算により得られた前記差異を表す
   演算画像を表示する画像表示手段とを備えた画像表示装
   置において、 前記画像間演算手段が、前記２つの画像の対応する画素
   間に前記差異が無いときは所定の基準値を出力し、前記
   対応する画素間に前記差異があるときは前記基準値を上
   回る演算値または下回る演算値を出力する画像間演算を
   行なうものであり、 前記演算画像として、前記基準値を上回る演算値を前記
   基準値に置換して得られた第１の演算画像と前記基準値
   を下回る演算値を前記基準値に置換して得られた第２の
   演算画像とを選択的に前記画像表示手段に表示させる画
   像処理手段をさらに備えたことを特徴とする画像表示装
   置。
9. 【請求項９】 前記画像間演算手段が、前記２つの画像
   の対応する画素間で減算を行なうことにより前記画像間
   演算を行なうものであることを特徴とする請求項７また
   は８記載の画像表示装置。
10. 【請求項１０】 前記画像間演算手段が、前記２つの画
    像の対応する画素間で除算を行なうことにより前記画像
    間演算を行なうものであることを特徴とする請求項７ま
    たは８記載の画像表示装置。
11. 【請求項１１】 前記比較読影の対象となる２つの画像
    が、撮影時点が互いに異なる時系列の画像であることを
    特徴とする請求項７から１０のうちいずれか１項に記載
    の画像表示装置。
12. 【請求項１２】 前記比較読影の対象となる２つの画像
    が、それぞれ医療用放射線画像であることを特徴とする
    請求項７から１１のうちいずれか１項に記載の画像表示
    装置。