JP5053982B2 - Ｘ線診断装置および画像処理装置 - Google Patents

Description

この発明は、Ｘ線診断装置および画像処理装置に関する。

従来より、時系列に沿った複数のフレーム間で平滑化処理を行なうリカーシブフィルター（Recursive Filter）などの平滑化フィルターは、Ｘ線画像のノイズを低減するための方法として広く用いられている。

具体的には、リカーシブフィルターは、処理対象のフレームを構成する画素の画素値に、所定の重み付けを行なった過去のフレームを構成する画素の画素値を加算することにより高周波ノイズを低減するフィルターである（例えば、特許文献１参照）。

また、近年、梗塞部位の治療法として普及している血管内インターベンション治療においては、Ｘ線画像を参照する医師によりステントを用いた治療が行なわれる。しかし、血管内インターベンション治療では、治療時間が長期にわたる可能性があるため、患者に照射するＸ線を必要最低限に少なくしてＸ線画像（透視画像）が撮影されており、医師により参照されるＸ線画像にはノイズが多くなってしまう。このため、平滑化フィルターによって透視画像のノイズを低減することは、血管内インターベンション治療において重要となる。

特開２００７−３３０５２２号公報

ところで、上記した従来の技術は、平滑化フィルターによるノイズ低減効果が必ずしも保証されないという課題があった。

すなわち、心臓のように常に拍動を行なう臓器を時系列に沿って撮影したＸ線画像に対して上記したリカーシブフィルターを適用した場合、複数フレーム間でフィルターをかける対象物が移動しているために、逆に動きぼけが生じてしまう。特に、心臓に発生した梗塞部位に血管内インターベンション治療を行なう場合では、上記したリカーシブフィルターを適用すると、心臓の拍動により透視画像においてステントの動きぼけが生じてしまうこととなる。

このように、動く対象物を撮影したＸ線画像に対しては、リカーシブフィルターを強くかけることができず、Ｘ線画像のノイズを大きく低減することができなかった。

そこで、この発明は、上述した従来技術の課題を解決するためになされたものであり、平滑化フィルターによるノイズ低減効果を常に保証することが可能となるＸ線診断装置および画像処理装置を提供することを目的とする。

上述した課題を解決し、目的を達成するため、本発明は、被検体を透過したＸ線を検出してＸ線画像を時系列に沿って生成するＸ線診断装置であって、時系列に沿って生成された複数のＸ線画像に含まれる少なくとも第一画像および第二画像から所定の対象物が有する特徴点の位置を検出する特徴点位置検出手段と、前記特徴点位置検出手段によって検出された前記第一画像における前記特徴点の位置および前記第二画像における前記特徴点の位置に基づいて、前記第一画像および前記第二画像における平滑化フィルターの適用範囲を決定する適用範囲決定手段と、前記適用範囲決定手段によって決定された前記平滑化フィルターの適用範囲に基づいて、前記第一画像と前記第二画像とを用いた平滑化フィルター処理を行なうフィルター処理手段とを備えることを特徴とする。

また、本発明は、被検体を透過したＸ線の検出データから生成された時系列に沿った複数のＸ線画像に対して画像処理を行なう画像処理装置であって、時系列に沿って生成された複数のＸ線画像に含まれる少なくとも第一画像および第二画像から所定の対象物が有する特徴点の位置を検出する特徴点位置検出手段と、前記特徴点位置検出手段によって検出された前記第一画像における前記特徴点の位置および前記第二画像における前記特徴点の位置に基づいて、前記第一画像および前記第二画像における平滑化フィルターの適用範囲を決定する適用範囲決定手段と、前記適用範囲決定手段によって決定された前記平滑化フィルターの適用範囲に基づいて、前記第一画像と前記第二画像とを用いた平滑化フィルター処理を行なうフィルター処理手段とを備えることを特徴とする。

本発明によれば、平滑化フィルターによるノイズ低減効果を常に保証することが可能となる。

以下に添付図面を参照して、この発明に係るＸ線診断装置および画像処理装置の実施例を詳細に説明する。なお、以下では、本発明をＸ線診断装置に適用した場合を実施例として説明する。

まず、実施例１におけるＸ線診断装置の構成について説明する。図１は、実施例１におけるＸ線診断装置の構成を説明するための図である。

図１に示すように、本実施例におけるＸ線診断装置１００は、高電圧発生器１１と、Ｘ線管１２と、Ｘ線絞り装置１３と、天板１４と、Ｃアーム１５と、Ｘ線検出器１６と、Ｃアーム回転・移動機構１７と、天板移動機構１８と、Ｃアーム・天板機構制御部１９と、絞り制御部２０と、システム制御部２１と、入力部２２と、表示部２３と、画像データ生成部２４と、画像データ記憶部２５と、画像処理部２６とを有する。

高電圧発生器１１は、高電圧を発生し、発生した高電圧をＸ線管１２に供給する装置であり、Ｘ線管１２は、高電圧発生部１１から供給される高電圧を用いてＸ線を発生する装置である。すなわち、高電圧発生器１１は、Ｘ線管１２に供給する電圧を調整することで、被検体Ｐに対して照射されるＸ線量の調整や、被検体ＰへのＸ線照射のＯＮ／ＯＦＦの制御を行なう。

Ｘ線絞り装置１３は、Ｘ線管１２が発生したＸ線を被検体Ｐの関心領域に対して選択的に照射されるように絞り込むための装置である。例えば、Ｘ線絞り装置１３は、スライド可能な４枚の絞り羽根を有し、これら絞り羽根をスライドさせることで、Ｘ線管１２が発生したＸ線を絞り込んで被検体Ｐに照射させる。

天板１４は、被検体Ｐを載せるベッドであり、図示しない寝台の上に配置される。

Ｘ線検出器１６は、被検体Ｐを透過したＸ線を検出するためのＸ線検出素子がマトリックス状に配列された装置であり、各Ｘ線検出素子は、被検体Ｐを透過したＸ線を電気信号に変換して蓄積し、蓄積した電気信号を後述する画像データ生成部２４に送信する。

Ｃアーム１５は、Ｘ線管１２、Ｘ線絞り装置１３およびＸ線検出器１６を保持するアームであり、Ｘ線管１２およびＸ線絞り装置１３とＸ線検出器１６とは、Ｃアーム１５により被検体Ｐを挟んで対向するように配置される。

Ｃアーム回転・移動機構１７は、Ｃアーム１５を回転および移動させるための装置であり、天板移動機構１８は、天板１４を移動させるための装置である。

Ｃアーム・天板機構制御部１９は、Ｃアーム回転・移動機構１７および天板移動機構１８を制御することで、Ｃアーム１５の回転調整および移動調整と、天板１４の移動調整とを行なう。

絞り制御部２０は、Ｘ線絞り装置１３が有する絞り羽根の開度を調整することで、Ｘ線の照射範囲を制御する。

画像データ生成部２４は、Ｘ線検出器１６によって被検体Ｐを透過したＸ線から変換された電気信号を用いてＸ線画像を生成し、生成したＸ線画像を画像データ記憶部２５に格納する。具体的には、画像データ生成部２４は、Ｘ線検出器１６から受信した電気信号に対して、電流・電圧変換、Ａ／Ｄ変換およびパラレル・シリアル変換を行なってＸ線画像を生成する。

画像データ記憶部２５は、画像データ生成部２４によって生成されたＸ線画像を記憶する。

画像処理部２６は、画像データ記憶部２５が記憶するＸ線画像に対して各種画像処理を実行する処理部である。具体的には、画像処理部２６は、Ｘ線画像に対してノイズ低減のための平滑化フィルター処理を実行するが、これについては後に詳述する。

入力部２２は、Ｘ線診断装置１００を操作する医師や技師などの操作者が各種コマンドを入力するためのマウス、キーボード、ボタン、トラックボール、ジョイスティックなどを有し、操作者から受け付けたコマンドを、後述するシステム制御部２１に転送する。

表示部２３は、入力部２２を介して操作者からコマンドを受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したり、画像データ記憶部２５が記憶するＸ線画像および画像処理部２６によって画像処理されたＸ線画像などを表示したりするためのモニタを有する。

システム制御部２１は、Ｘ線診断装置１００全体の動作を制御する。すなわち、システム制御部２１は、入力部２２から転送された操作者からのコマンドに基づいて、高電圧発生器１１、Ｃアーム・天板機構制御部１９、絞り制御部２０を制御することで、Ｘ線量の調整およびＸ線照射のＯＮ／ＯＦＦ制御と、Ｃアーム１５の回転・移動の調整と、天板１４の移動調整を行なう。

また、システム制御部２１は、操作者からのコマンドに基づいて、画像データ生成部２４における画像生成処理や後述する画像処理部２６における画像処理の制御を行なう。さらに、システム制御部２１は、操作者からコマンドを受け付けるためのＧＵＩや、画像データ記憶部２５が記憶するＸ線画像および画像処理部２６によって画像処理されたＸ線画像などを表示部２３のモニタに表示するように制御する。

ここで、本実施例におけるＸ線診断装置１００は、被検体Ｐの心臓血管における梗塞部位に対してステントストラットおよびバルーン付きステントを用いた血管内インターベンション治療を行なう際に、操作者からのコマンドに基づいて、ステントが挿入される梗塞部位を関心領域としてＸ線画像の透視撮影を時系列に沿って実行する。なお、本実施例では、ステントのバルーン部分両端に２つのＸ線不透過の金属が、ステントマーカーとして取り付けられている場合について説明するが、本発明は、ステントのバルーン部分中央に１つのＸ線不透過の金属が、ステントマーカーとして取り付けられている場合であっても適用可能である。

すなわち、本実施例におけるＸ線診断装置１００は、血管内インターベンション治療が施されている被検体Ｐの梗塞部位に対してＸ線管１２から低線量のＸ線を照射し、被検体Ｐを透過したＸ線をＸ線検出器１６によって検出することで、時系列に沿って順次生成したＸ線画像（透視画像）を画像データ記憶部２５に格納する。なお、以下では、画像データ記憶部２５に格納された透視画像のことを、Ｘ線画像と記載する。また、以下では、時系列に沿って生成された複数の透視画像のことを、時系列の順に、「第１フレーム、第２フレーム、・・」として記載する場合がある。

そして、本実施例におけるＸ線診断装置１００は、図２〜図５を用いて以下詳細に説明する画像処理部２６の処理が実行されることにより、平滑化フィルターによるノイズ低減効果を常に保証することが可能となることに主たる特徴がある。なお、図２は、実施例１における画像処理部の構成を説明するための図であり、図３は、マーカー座標検出部を説明するための図であり、図４および図５は、フィルター適用範囲決定部を説明するための図である。

図２に示すように、画像処理部２６は、マーカー座標検出部２６ａと、動きベクトル算出部２６ｂと、フィルター適用範囲決定部２６ｃと、フィルター処理済み画像生成部２６ｄとを有する。

マーカー座標検出部２６ａは、画像データ記憶部２５が記憶する時系列に沿った複数のＸ線画像（透視画像）ごとに、バルーン付きステントのバルーンに取り付けられているステントマーカーの座標を検出する。

例えば、システム制御部２１は、画像データ記憶部２５が記憶する時系列に沿った複数のＸ線画像の中で、図３の（Ａ）に示すように、最初に生成されたＸ線画像（第１フレーム）を表示部２３のモニタに表示するように制御する。

第１フレームを参照した医師は、図３の（Ａ）に示すように、入力部２２を介して、第１フレームにおける２つのステントマーカーを指定する。これにより、マーカー座標検出部２６ａは、第１フレームにおける２つのステントマーカーそれぞれの座標を検出する。

そののち、マーカー座標検出部２６ａは、図３の（Ａ）に示すように、第１フレームにおいて指定された２つのステントマーカーそれぞれの座標を中心とした矩形をＲＯＩ（Ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ）として設定し、設定したＲＯＩ内のパターンと類似したパターンを、例えば、相互相関法により、第２フレーム以降の他のフレームにて検索し、相互相関値が最も高くなった座標をステントマーカーの座標として検出する。

なお、図３の（Ａ）では、医師によってステントマーカーが２箇所指定される場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、医師によってステントマーカーが１箇所指定される場合であってもよい。この場合、マーカー座標検出部２６ａは、第１フレームにおいても、指定されたステントマーカーの座標から設定したＲＯＩを用いた相互相関法を実行して、もう１つのステントマーカーの座標を検出する。

また、以下に説明する方法によってステントマーカーの座標を検出することも可能である。すなわち、マーカー座標検出部２６ａは、実際に治療に用いられているステントに取り付けられているステントマーカーがＸ線画像において有する形状や輝度の特徴を示す教師画像を用いてステントマーカーの座標を検出する。

例えば、図３の（Ｂ）に示すように、ステントマーカーのＸ線画像を教師画像として別途記憶しておき、マーカー座標検出部２６ａは、教師画像に類似したパターンを各フレームにて検索する。そして、マーカー座標検出部２６ａは、検索したステントマーカーの候補領域から最も類似度が高い領域の座標を検出することで、ステントマーカーの座標を検出する。

図２に戻って、動きベクトル算出部２６ｂは、複数のＸ線画像における第１フレームを基準画像とし、第１フレームにおいてマーカー座標検出部２６ａによって検出されたステントマーカーの座標を基準座標とする。そして、動きベクトル算出部２６ｂは、第２フレーム以降のＸ線画像それぞれにおいてマーカー座標検出部２６ａによって検出されたステントマーカーの座標を基準座標と比較する。

これにより、動きベクトル算出部２６ｂは、第２フレーム以降の各フレームにおけるステントマーカーの座標の基準座標に対する動きベクトルを算出する。

例えば、第１フレームが時刻「Ｔ＝ｔ０」において撮影され、第２フレームが時刻「Ｔ＝ｔ１」において撮影され、第３フレームが時刻「Ｔ＝ｔ２」において撮影されたとすると、動きベクトル算出部２６ｂは、第２フレームのステントマーカーの座標と第１フレームのステントマーカーの座標（基準座標）とを比較して、第２フレームの動きベクトルを「ベクトルＶ１」として算出する。同様に、動きベクトル算出部２６ｂは、第３フレームのステントマーカーの座標と基準座標とを比較して、第３フレームの動きベクトルを「ベクトルＶ２」として算出する。

フィルター適用範囲決定部２６ｃは、動きベクトル算出部２６ｂによって算出された動きベクトルに基づいて、ノイズ低減に用いられる平滑化フィルターであるリカーシブフィルター（Recursive Filter）の適用範囲を複数のＸ線画像それぞれにて移動して決定する。

ここで、リカーシブフィルターは、処理対象とするＸ線画像（処理対象画像）を構成する画素の画素値に、処理対象画像より以前に生成されたＸ線画像（過去フレーム）である参照画像を構成する画素の画素値に所定の重み付けを行なった値を加算することにより処理対象画像のノイズを低減するフィルターである。すなわち、リカーシブフィルターは、処理対象画像と参照画像とにおいて対応する（座標が同じ）画素の画素値を用いることで、処理対象画像のノイズを低減する。

しかし、心臓の拍動によってステントが動いている場合、Ｘ線画像におけるステントの位置は、時系列に沿って移動するので、第１フレームを使って第２フレームのノイズ低減処理を行なったり、第２フレームを使って第３フレームのノイズ低減処理を行なったりする際に、適用範囲を固定してしまうと逆に動きぼけが生じてしまう。すなわち、図４に示すように、リカーシブフィルターを適用する範囲（適用範囲）を固定してしまうと（すなわち、すべてのフレームで同じ座標軸を用いてしまうと）、同一座標にある処理対象画像の画素と参照画像の画素とでは、異なる物体が写し出されていることとなる。

このため、フィルター適用範囲決定部２６ｃは、動きベクトル算出部２６ｂによって算出された動きベクトルに基づいて、各フレームにおけるリカーシブフィルターの適用範囲を座標変形により移動して決定する。すなわち、フィルター適用範囲決定部２６ｃは、動きベクトル（ベクトルＶ１およびベクトルＶ２）に基づいて、図５に示すように、第２フレームおよび第３フレームそれぞれの座標軸を座標変形により移動させることにより、適用範囲を移動する。なお、上記した座標変形としては、平行移動、回転移動、アフィン変換などの処理が挙げられる。

これにより、図５に示すように、移動後の座標軸にて同一座標にある処理対象画像の画素と参照画像の画素とでは、同じ物体が写し出されていることとなる。

図３に戻って、フィルター処理済み画像生成部２６ｄは、処理対象画像および参照画像それぞれにおいてフィルター適用範囲決定部２６ｃによって決定された適用範囲の間でリカーシブフィルターによる処理を行なうことにより、処理対象画像から参照画像に基づいたフィルター処理済み画像を生成する。

具体的には、フィルター処理済み画像生成部２６ｄは、処理対象画像および参照画像それぞれの適用範囲の間で対応する画素において、参照画像の画素値に所定の重み付けを行なった値を、処理対象画像の画素値に加算してフィルター処理済み画像を生成する。

システム制御部２１は、フィルター処理済み画像生成部２６ｄによって順次生成されたフィルター処理済み画像を時系列に沿って表示部２３のモニタにて順次表示するように制御する。

次に、図６を用いて、実施例１におけるＸ線診断装置１００の処理について説明する。図６は、実施例１におけるＸ線診断装置の処理を説明するためのフローチャートである。

図６に示すように、実施例１におけるＸ線診断装置１００は、ステントが挿入された被検体Ｐの梗塞部位に対するＸ線画像の透視撮影を開始して、画像データ記憶部２５に時系列に沿った複数のＸ線画像が格納されると（ステップＳ６０１肯定）、マーカー座標検出部２６ａは、各Ｘ線画像それぞれにおいて、ステントマーカーの座標を検出する（ステップＳ６０２、図４参照）。

そして、動きベクトル算出部２６ｂは、基準画像（第１フレーム）において検出されたステントマーカーの座標を基準座標とし、第２フレーム以降のＸ線画像それぞれにおいて検出されたステントマーカーの座標の基準座標に対する動きベクトルを算出する（ステップＳ６０３）。

続いて、フィルター適用範囲決定部２６ｃは、動きベクトル算出部２６ｂによって算出された動きベクトルに基づいて、リカーシブフィルターの適用範囲を複数のＸ線画像それぞれにて移動して決定する（ステップＳ６０４、図５参照）。

そののち、フィルター処理済み画像生成部２６ｄは、フィルター適用範囲決定部２６ｃによって決定された適用範囲を用いてフィルター処理済み画像を生成する（ステップＳ６０５）。すなわち、フィルター適用範囲決定部２６ｃは、処理対象画像および参照画像それぞれにおいて決定された適用範囲の間でリカーシブフィルターによる処理を行なうことにより、処理対象画像から参照画像に基づいたフィルター処理済み画像を生成する。

そして、システム制御部２１は、フィルター処理済み画像生成部２６ｄによって順次生成されたフィルター処理済み画像を時系列に沿って表示部２３のモニタにて順次表示するように制御し（ステップＳ６０６）、処理を終了する。

上述してきたように、実施例１では、画像データ記憶部２５に時系列に沿った複数のＸ線画像が格納されると、マーカー座標検出部２６ａは、各Ｘ線画像それぞれにおいて、ステントマーカーの座標を検出し、動きベクトル算出部２６ｂは、基準画像（第１フレーム）において検出されたステントマーカーの座標を基準座標とし、第２フレーム以降のＸ線画像それぞれにおいて検出されたステントマーカーの座標の基準座標に対する動きベクトルを算出する。

そして、フィルター適用範囲決定部２６ｃは、動きベクトル算出部２６ｂによって算出された動きベクトルに基づいて、リカーシブフィルターの適用範囲を複数のＸ線画像それぞれにて移動して決定し、フィルター適用範囲決定部２６ｃは、処理対象画像および参照画像それぞれにおいて決定された適用範囲の間でリカーシブフィルターによる処理を行なうことにより、処理対象画像から参照画像に基づいたフィルター処理済み画像を生成する。そして、システム制御部２１は、フィルター処理済み画像生成部２６ｄによって順次生成されたフィルター処理済み画像を時系列に沿って表示部２３のモニタにて順次表示するように制御する。

したがって、心臓のように動く臓器を撮影する場合でも、適用範囲を移動することで、過去フレーム（参照画像）の情報を用いるリカーシブフィルターにより動きぼけが生じることを回避することができ、上記した主たる特徴の通り、平滑化フィルター（リカーシブフィルター）によるノイズ低減効果を常に保証することが可能となる。

上述した実施例１では、平滑化フィルターの処理対象が元画像としてのＸ線画像である場合について説明したが、実施例２では、平滑化フィルターの処理対象が元画像から分離された高周波成分画像である場合について説明する。

まず、図７を用いて実施例２における画像処理部２６の構成について説明する。図７は、実施例２における画像処理部の構成について説明するための図である。

実施例２におけるＸ線診断装置１００は、図１に示した実施例１におけるＸ線診断装置１００と同様の構成であるが、図７に示すように、実施例２における画像処理部２６は、図２に示した実施例１における画像処理部２６と比較して、周波数成分分離部２６ｅを新たに有し、また、マーカー座標検出部２６ａ、動きベクトル算出部２６ｂ、フィルター適用範囲決定部２６ｃおよびフィルター処理済み画像生成部２６ｄの処理内容が、実施例１と異なる。以下、これらを中心に説明する。

血管内インターベンション治療を行なう臨床現場においては、Ｘ線画像内の動く物体であるステントを含む周辺領域のノイズを低減して視認性を向上することが重要となる。一方、ステント以外で心臓と比較して動きが少ない背景物体（例えば、肺、横隔膜など）の視認性を向上させることは、ステントを含む周辺領域と比較して重要ではない。

ここで、ステントなどの動く物体は、Ｘ線画像の高周波成分に含まれ、背景物体は、Ｘ線画像の低周波成分に含まれる。そこで、図７に示す周波数成分分離部２６ｅは、複数のＸ線画像それぞれを高周波成分画像と低周波成分画像とに分離する。

実施例２におけるマーカー座標検出部２６ａは、周波数成分分離部２６ｅによって元画像から分離された高周波成分画像に対して、ステントマーカーの座標検出処理を行なう。

実施例２における動きベクトル算出部２６ｂは、マーカー座標検出部２６ａによって検出された高周波成分画像におけるステントマーカーの座標を用いて、動きベクトルの算出処理を行なう。すなわち、実施例２における動きベクトル算出部２６ｂは、第１フレームの高周波成分画像において検出されたステントマーカーの座標を基準座標とし、第２フレーム以降の高周波成分画像それぞれにおいて検出されたステントマーカーの座標の基準座標に対する動きベクトルを算出する。

実施例２におけるフィルター適用範囲決定部２６ｃは、動きベクトル算出部２６ｂによって算出された高周波成分画像における動きベクトルを用いて、適用範囲の決定処理（すなわち、座標軸の移動処理）を行なう。

実施例２におけるフィルター処理済み画像生成部２６ｄは、参照画像および処理対象画像それぞれの高周波成分画像における適用範囲の間でリカーシブフィルターを適用したうえで、処理対象画像の低周波成分画像と合成することによりフィルター処理済み画像を生成する。すなわち、ノイズ低減されたステント画像と、背景物体の画像とを合成することで、フィルター処理済み画像を生成する。

次に、図８を用いて、実施例２におけるＸ線診断装置１００の処理について説明する。図８は、実施例２におけるＸ線診断装置の処理を説明するためのフローチャートである。

図８に示すように、実施例２におけるＸ線診断装置１００は、ステントが挿入された被検体Ｐの梗塞部位に対するＸ線画像の透視撮影を開始して、画像データ記憶部２５に時系列に沿った複数のＸ線画像が格納されると（ステップＳ８０１肯定）、周波数成分分離部２６ｅは、複数のＸ線画像それぞれを高周波成分画像と低周波成分画像とに分離する（ステップＳ８０２）。

そして、マーカー座標検出部２６ａは、各Ｘ線画像から分離された高周波成分画像それぞれにおいて、ステントマーカーの座標を検出する（ステップＳ８０３）。

続いて、動きベクトル算出部２６ｂは、第２フレーム以降の高周波成分画像それぞれにおいて、動きベクトルを算出する（ステップＳ８０４）。

そののち、フィルター適用範囲決定部２６ｃは、動きベクトル算出部２６ｂによって算出された動きベクトルに基づいて、高周波成分画像それぞれにおいて、リカーシブフィルターの適用範囲を移動して決定する（ステップＳ８０５）。

さらに、フィルター処理済み画像生成部２６ｄは、フィルター適用範囲決定部２６ｃによって決定された適用範囲を用いて高周波成分画像に対してリカーシブフィルターによるフィルター処理を行なったうえで、低周波成分画像を合成してフィルター済み画像を生成する（ステップＳ８０６）。

そして、システム制御部２１は、フィルター処理済み画像生成部２６ｄによって順次生成されたフィルター処理済み画像を時系列に沿って表示部２３のモニタにて順次表示するように制御し（ステップＳ８０７）、処理を終了する。

上述してきたように、実施例２では、ステントなどの動く物体に対してのみ、適用範囲を移動させて確実にノイズを低減させることにより、血管内インターベンション治療を行なう医師による治療行為を円滑に実行させることが可能となる。

なお、本実施例では、低周波成分画像に対する画像処理を行なわない場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、低周波成分画像に対してコントラストを抑える画像処理をしたうえで、リカーシブフィルター処理を行なった高周波成分画像と合成する場合であってもよい。

実施例３では、上述した実施例１および２とは異なるノイズ低減処理を行なう場合について、図９および図１０を用いて説明する。なお、図９および図１０は、実施例３におけるフィルター処理済み画像生成部を説明するための図である。

実施例３におけるフィルター処理済み画像生成部２６ｄは、フィルター適用範囲決定部２６ｃによる適用範囲決定処理が行なわれたのち、「Nambu K, Iseki H. A noise reduction method based on a statistical test of high dimensional pixel vectors for dynamic and volumetric images. Riv Neuroradiol 2005;18:21-33.」および「Nishiki, Method for reducing noise in X-ray images by averaging pixels based on the normalized difference with the relevant pixel, Radiological Physics and Technology, Vol 2, 2008」に記載されている空間フィルターを用いたノイズ低減処理を実行する。

すなわち、フィルター処理済み画像生成部２６ｄは、参照画像の適用範囲にて処理対象画像に対応する画素の画素値を用いて、処理対象画像内の各画素の空間方向における所定の範囲にある画素との差分値を算出する。そして、フィルター処理済み画像生成部２６ｄは、算出した差分値の大きさに応じて処理対象画像内の各画素の重み付けを変更することにより、処理対象画像の各画素の画素値を新たに算出してフィルター処理済み画像を生成する。

具体的には、まず、実施例３におけるフィルター処理済み画像生成部２６ｄは、処理対象画像の処理対象画素と、同一空間内（処理対象画像内）において処理対象画素の周囲にある周囲画素群それぞれとの画素値の差分値を算出する。この際、フィルター処理済み画像生成部２６ｄは、時系列方向において適用範囲の同一座標にある画素の画素値も考慮して差分値を算出する。

例えば、フィルター処理済み画像生成部２６ｄは、第３フレームが処理対象画像である場合、第１フレームおよび第２フレームを参照画像とし、図９の（Ａ）に示すように、第１フレーム、第２フレームおよび第３フレームを、座標に合わせて重ね合わせたうえで、第３フレームの処理対象画素「X₃」と周囲画素群の１つである画素「Y_3-1」との画素値の差分値を、以下に説明するようにして算出する。

フィルター処理済み画像生成部２６ｄは、図９の（Ａ）に示すように、画素「X₃」を中心とした「３画素×３画素×３画素」内にある空間方向および時系列方向の合計２７画素それぞれの画素値と、画素「Y_3-1」を中心とした「３画素×３画素×３画素」内にある空間方向および時系列方向の合計２７画素それぞれの画素値とから、画素「X₃」と画素「Y_3-1」との差分値を算出する。

同様に、フィルター処理済み画像生成部２６ｄは、図９の（Ａ）に示すように、第３フレームの画素「X₃」と、『画素「Y_3-1」、画素「Y_3-2」、画素「Y_3-3」および画素「Y_3-1」で囲まれる「１１画素×１１画素」内に含まれる周囲画素群（１２１画素）』それぞれとの各差分値を、空間方向および時系列方向の合計２７画素の画素値に基づいて算出する。すなわち、フィルター処理済み画像生成部２６ｄは、画素「X₃」自身の差分値も、第１および第２フレームの対応する画素を用いて算出する。

そして、フィルター処理済み画像生成部２６ｄは、図９の（Ｂ）に示すように、差分値に対応付けて予め設定された「重み付け」により、第３フレームにおける画素「X₃」を含む１２１画素それぞれにて算出された差分値に対応する「重み付け」を取得する。そして、フィルター処理済み画像生成部２６ｄは、各画素の画素値に対して、取得した「重み付け」をそれぞれ乗算したうえで合計値を算出し、「重み付け後の画素値の合計値」を「重み付けの合計値」にて除することにより、画素「X₃」の新たな画素値を算出することで、第３フレームからノイズが低減されたフィルター処理済み画像を生成する。なお、差分値に応じた「重み付け」の値は、Ｘ線診断装置１００の管理者により、任意に設定変更することが可能である（例えば、図９の（Ｂ）に示す実線および点線参照）。

ここで、フィルター処理済み画像生成部２６ｄのよる空間フィルター処理においても、フィルター適用範囲決定部２６ｃによる適用範囲決定処理が必要となることについて改めて、説明する。心臓の拍動によってステントが動いている場合、図１０の（Ａ）に示すように、空間フィルターの適用範囲が固定されていると（すべてのフレームで同じ座標軸を用いてしまうと）、同一座標にある処理対象画像の画素と参照画像の画素とでは、異なる物体が写し出されていることとなる。

すなわち、空間フィルターの適用範囲が固定されていると、空間方向の所定の範囲（例えば、上記した１１画素×１１画素の範囲）において、時系列の異なる画素の画素値を用いて差分値を算出しても、前のフレーム（第１および第２フレーム）の同じ位置（座標）には、同じ物体が存在せず、その結果、差分値が大きくなってしまう。このため、図１０の（Ａ）に示すように、重み付けが小さくなり、平滑化が行なわれなくなってしまい、ノイズを低減することができなくなってしまう。

このため、実施例３においても、フィルター処理済み画像生成部２６ｄは、図１０の（Ｂ）に示すように、各フレームにて同じ物体が同じ座標に存在するようにフィルター適用範囲決定部２６ｃが動きベクトルに基づいて移動した適用範囲を用いる。これにより、例えば、心臓の拍動によって画像内の物体（ステント）が動いている場合でも、フィルター処理済み画像生成部２６ｄは、図１０の（Ｂ）に示すように、各フレームで「似ている領域」の差分値を確実に小さくして、適切な重み付けにて平滑化処理を行なって、処理対象画像のノイズを低減することができる。

なお、実施例３におけるＸ線診断装置１００の処理は、図６を用いて説明した実施例１におけるＸ線診断装置１００の処理と比較して、ステップＳ６０５において用いられる平滑化フィルターが上述した空間フィルターである点が異なるだけなので、説明を省略する。

また、実施例３においても、実施例２で説明したように、元画像を高周波成分画像と低周波成分画像とに分離したうえで、高周波成分画像に対してのみ空間フィルターによる処理を実行してもよい。

上述してきたように、実施例３では、参照画像（過去フレーム）を利用して算出された差分値に対応する重み付けを用いて処理対象画像を構成する画素の画素値のみからフィルター処理済み画像を生成する空間フィルターを用いる場合であっても、ノイズ低減効果を常に保証することが可能となる。

なお、上記した実施例１〜３では、透視撮影によって生成されたＸ線画像に対して平滑化フィルター処理を実行する場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、Ｘ線量が透視撮影より大きい通常の撮影によって生成されたＸ線画像に対して平滑化フィルター処理を実行する場合であってもよい。

また、上記した実施例１〜３では、画像処理部２６がＸ線診断装置１００に組み込まれている場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、画像処理部２６がＸ線診断装置１００から独立して設置されている場合であってもよい。この場合、画像処理部２６は、Ｘ線診断装置１００から受信したＸ線画像に対して平滑化フィルター処理を実行する。さらに、画像処理部２６が、複数のＸ線診断装置から受信したＸ線画像に対して平滑化フィルター処理を実行する場合であってもよい。また、画像処理部２６の処理対象となるＸ線画像としては、Ｘ線ＣＴ装置によって生成されたＸ線画像であってもよい。

また、上記した実施例１〜３では、ステントマーカーを用いて平滑化フィルターの適用範囲を移動する場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、別の物体をマーカーとして用いて平滑化フィルターの適用範囲を移動する場合であってもよい。

例えば、ステント全体や、ステントのカテーテルを挿入する際に用いられるガイドワイアの先端部分や、マーカーワイヤのマーカーなどをマーカー座標として検出して、平滑化フィルターの適用範囲を移動する場合であってもよい。

また、上記した実施例１〜３では、Ｘ線画像を参照して行なわれる治療として血管内インターベンション治療を、治療用器具としてステントを用いる場合について説明したが、本発明は、Ｘ線画像を参照して実行される様々な治療に用いられる治療用器具に対して、本発明を適用することが可能である。

例えば、不整脈の治療に用いられる電気生理用カテーテルの電極、バルーンやステントなどでは拡張が困難な硬い梗塞部位に対して治療を行なうために用いられるローターブレーターのドリル、方向性冠動脈切除術に用いられるカテーテルの先端に取り付けられた穴が開いた金属性の筒、梗塞部位の血管内の状況を検査するための超音波送受信機能付きのカテーテルなどをマーカーとすることで、これら治療用機器を用いた治療において本発明を適用することができる。

以上のように、本発明に係るＸ線診断装置および画像処理装置は、被検体を透過したＸ線を検出してＸ線画像を時系列に沿って生成する場合に有用であり、特に、平滑化フィルターによるノイズ低減効果を常に保証することに適する。

実施例１におけるＸ線診断装置の構成を説明するための図である。 実施例１における画像処理部の構成を説明するための図である。 マーカー座標検出部を説明するための図である。 フィルター適用範囲決定部を説明するための図（１）である。 フィルター適用範囲決定部を説明するための図（２）である。 実施例１におけるＸ線診断装置の処理を説明するためのフローチャートである。 実施例２における画像処理部の構成について説明するための図である。 実施例２におけるＸ線診断装置の処理を説明するためのフローチャートである。 実施例３におけるフィルター処理済み画像生成部を説明するための図（１）である。 実施例３におけるフィルター処理済み画像生成部を説明するための図（２）である。

符号の説明

１１ 高電圧発生器
１２ Ｘ線管
１３ Ｘ線絞り装置
１４ 天板
１５ Ｃアーム
１６ Ｘ線検出器
１７ Ｃアーム回転・移動機構
１８ 天板移動機構
１９ Ｃアーム・天板機構制御部
２０ 絞り制御部
２１ システム制御部
２２ 入力部
２３ 表示部
２４ 画像データ生成部
２５ 画像データ記憶部
２６ 画像処理部
２６ａ マーカー座標検出部
２６ｂ 動きベクトル算出部
２６ｃ フィルター適用範囲決定部
２６ｄ フィルター処理済み画像生成部
１００ Ｘ線診断装置

Claims (5)

1. 被検体を透過したＸ線を検出してＸ線画像を時系列に沿って生成するＸ線診断装置であって、
   時系列に沿って生成された複数のＸ線画像に含まれる少なくとも第一画像および第二画像から所定の対象物が有する特徴点の位置を検出する特徴点位置検出手段と、
   前記特徴点位置検出手段によって検出された前記第一画像における前記特徴点の位置および前記第二画像における前記特徴点の位置に基づいて、前記第一画像および前記第二画像それぞれにおける平滑化フィルターの適用範囲をそれぞれ決定する適用範囲決定手段と、
   前記適用範囲決定手段によって決定された前記平滑化フィルターの適用範囲に基づいて、前記第一画像と前記第二画像とを用いた平滑化フィルター処理を行なうフィルター処理手段と、
   を備えることを特徴とするＸ線診断装置。
2. 前記複数のＸ線画像それぞれを高周波成分画像と低周波成分画像とに分離する分離手段をさらに備え、
   前記特徴点位置検出手段および前記適用範囲決定手段は、前記分離手段によって分離された前記高周波成分画像それぞれに対して前記特徴点の位置検出処理および前記適用範囲の決定処理を行ない、
   前記フィルター処理手段は、前記第一画像および前記第二画像それぞれの高周波成分画像における適用範囲の間で前記平滑化フィルター処理を行なって、対応する低周波成分画像を合成することを特徴とする請求項１に記載のＸ線診断装置。
3. 前記フィルター処理手段は、前記第一画像および前記第二画像それぞれの適用範囲の間で対応する画素において、処理対象となる画像の画素値に、処理対象以外の画像の画素値に所定の重み付けを行なった値を加算する平滑化フィルター処理を行なうことを特徴とする請求項１または２に記載のＸ線診断装置。
4. 前記フィルター処理手段は、前記第一画像および前記第二画像それぞれの適用範囲の間で、処理対象となる画像内の空間方向における所定の範囲にある画素の画素値と、処理対象以外の画像内の対応する画素の画素値との差分値を算出し、算出した差分値の大きさに応じて当該処理対象となる画像内の各画素の重み付けを変更することにより新たな画素値を算出する平滑化フィルター処理を行なうことを特徴とする請求項１または２に記載のＸ線診断装置。
5. 被検体を透過したＸ線の検出データから生成された時系列に沿った複数のＸ線画像に対して画像処理を行なう画像処理装置であって、
   時系列に沿って生成された複数のＸ線画像に含まれる少なくとも第一画像および第二画像から所定の対象物が有する特徴点の位置を検出する特徴点位置検出手段と、
   前記特徴点位置検出手段によって検出された前記第一画像における前記特徴点の位置および前記第二画像における前記特徴点の位置に基づいて、前記第一画像および前記第二画像それぞれにおける平滑化フィルターの適用範囲をそれぞれ決定する適用範囲決定手段と、
   前記適用範囲決定手段によって決定された前記平滑化フィルターの適用範囲に基づいて、前記第一画像と前記第二画像とを用いた平滑化フィルター処理を行なうフィルター処理手段と、
   を備えることを特徴とする画像処理装置。

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