JPH0227873B2 - - Google Patents
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- JPH0227873B2 JPH0227873B2 JP58025230A JP2523083A JPH0227873B2 JP H0227873 B2 JPH0227873 B2 JP H0227873B2 JP 58025230 A JP58025230 A JP 58025230A JP 2523083 A JP2523083 A JP 2523083A JP H0227873 B2 JPH0227873 B2 JP H0227873B2
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- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の技術分野〕
本発明は、被検体を透過した放射線を検出・処
理することにより、医学的診断に有効な画像を表
示することのできる放射線診断装置に関するもの
である。[Detailed Description of the Invention] [Technical Field of the Invention] The present invention relates to a radiological diagnostic apparatus that can display images useful for medical diagnosis by detecting and processing radiation that has passed through a subject. be.
従来より、放射線診断装置において、被検体の
撮影目的部位に造影剤が注入される前に撮影した
少なくとも１枚以上積分した画像と、前記撮影目
的部位における関心部位（以下診断目的部位とも
いう）に造影剤が注入された後に撮影した少なく
とも１枚以上積分した画像とを引算器に入力し、
この引算器において前記各画像における各画素毎
の濃度値を引算することにより、造影剤が存在す
る部位のみの画像を抽出することが行なわれてい
る。ところが、この処理に供される２枚の画像を
収集する間に被検体が複雑に動くことが多く、こ
のような場合には造影血管又は造影臓器の影像の
他に背景の位置ずれによる偽像が重なり、診断を
不可能にするという欠点を有していた。
Conventionally, in a radiological diagnostic apparatus, at least one integrated image taken before a contrast medium is injected into the imaging target area of a subject and a region of interest (hereinafter also referred to as the diagnostic target area) in the imaging target area are used. Input at least one integrated image taken after the contrast medium was injected into a subtracter,
This subtracter subtracts the density value of each pixel in each of the images, thereby extracting an image of only the region where the contrast agent is present. However, the subject often moves in a complicated manner while collecting the two images used for this process, and in such cases, in addition to the image of the contrast-enhanced blood vessel or organ, there is also a false image due to positional displacement of the background. This has the disadvantage that the two methods overlap, making diagnosis impossible.
上記欠点を克服するために、従来においてマニ
ユアル位置補正装置を備えた放射線診断装置と最
小２乗誤差法による位置補正装置を有する放射線
診断装置とが考え出された。しかし、前者の場合
には、人間が常に介在するので位置補正係数を求
めるために処理時間が長くなるし、技巧を有する
という問題点があり、一方後者の場合には、造影
前後の画像間では求めた位置補正係数が正しい値
を示さず、位置ずれがある画像を最適なものとし
てしまうという問題点を有していた。 In order to overcome the above-mentioned drawbacks, a radiological diagnostic apparatus equipped with a manual position correcting device and a radiological diagnostic apparatus equipped with a position correcting device based on the least squares error method have been devised. However, in the former case, there is a problem that humans are always involved, which requires a long processing time to determine the position correction coefficient, and requires a lot of skill. There was a problem in that the determined position correction coefficient did not indicate a correct value, and an image with a positional shift was determined to be the optimal one.
尚、第１図は位置ずれが起きた場合と位置ずれ
が起きない場合とにおいて、各画像の濃度値を位
置の関数として模式的に示したものである。ここ
において、第１図ａは造影前の画像であり、第１
図ｂは造影中の画像で第１図ａの位置とは１画素
分ずれている。図中の斜線は診断目的部位内に現
われる造影信号分を示す。第１図ｃは第１図ａの
画像から第１図ｂの画像間の各画素毎に差分を求
めたものであり、散点部は偽像を示す。第１図ｄ
は位置ずれが起きていない時の造影中の画像であ
る。そして第１図ｅは第１図ａの画像から第１図
ｄの画像間の各画素毎に差分を求めたものを示
す。 Incidentally, FIG. 1 schematically shows the density value of each image as a function of position in a case where a positional shift occurs and a case where a positional shift does not occur. Here, FIG. 1a is an image before contrast enhancement, and the first
Figure b is an image during contrast imaging, which is shifted by one pixel from the position in Figure 1 a. The diagonal lines in the figure indicate the contrast signal that appears within the diagnostic target site. FIG. 1c shows the difference obtained for each pixel between the image in FIG. 1a and the image in FIG. 1b, and the scattered dots indicate false images. Figure 1d
is an image during contrast imaging when no positional shift occurs. FIG. 1e shows the difference obtained for each pixel between the image in FIG. 1a and the image in FIG. 1d.
上記のような場合において、後者の最小２乗誤
差法によると、第１図ｃとｅから明らかに第１図
ｃが最適であると誤認する。 In the above-mentioned case, according to the latter least square error method, it is clearly erroneously determined from FIG. 1 c and e that FIG. 1 c is optimal.
本発明は、前記事情に鑑みてなされたものであ
り、被検体の動きによりサブトラクト像に出現す
る位置ずれ偽像を、最小負成分差法に基づくアル
ゴリズムを備えた自動位置補正装置により消去
し、造影血管又は造影臓器影像のみをサブトラク
ト画像として表示できる放射線診断装置を提供す
ることを目的とするものである。
The present invention has been made in view of the above circumstances, and uses an automatic position correction device equipped with an algorithm based on the minimum negative component difference method to eliminate positional deviation artifacts that appear in subtract images due to the movement of a subject. It is an object of the present invention to provide a radiological diagnostic apparatus that can display only a contrast-enhanced blood vessel or a contrast-enhanced organ image as a subtract image.
上記目的を達成するための本発明の概要は、造
影剤が被検体の診断目的部位に混入する以前のマ
スク像よりなる第１の放射線透過画像群と、造影
剤が前記診断目的部位に到達した後の造影像より
なる第２の放射線透過画像群とを収集し記憶する
画像収集記憶装置と、第１と第２の画像群間の演
算により特定臓器のサブトラクト像を作成する造
影像作成装置と、該作成したサブトラクト像を表
示する画像表示装置とを備えた放射線診断装置に
おいて、前記画像収集記憶装置における第１と第
２の画像群より各々に選んだ２枚の画像につき、
各画素毎の負成分濃度差信号の和の最小値を求め
ることにより、位置ずれのない一組の画像を検出
し、該画像を前記造影像作成装置に出力する自動
画像位置補正装置を設け、位置ずれによる偽像を
除去したサブトラクト像を表示することを特徴と
するものである。
The outline of the present invention for achieving the above object is as follows: a first radiographic image group consisting of a mask image before the contrast agent mixes into the diagnostic target area of the subject; an image collection storage device that collects and stores a second radiographic image group consisting of subsequent contrast images; and a contrast image creation device that creates a subtract image of a specific organ by calculation between the first and second image groups. , and an image display device that displays the created subtract image, for each of two images respectively selected from the first and second image groups in the image collection storage device,
providing an automatic image position correction device that detects a set of images without positional deviation by determining the minimum value of the sum of negative component density difference signals for each pixel, and outputs the images to the contrast image creation device; This method is characterized by displaying a subtract image from which artifacts due to positional deviation have been removed.
以下、本発明の一実施例を図面を参照しながら
説明する。
An embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings.
第２図は本発明の一実施例である放射線診断装
置を示すブロツク図である。第２図において、１
で示すのは、発生するＸ線の強度を調節可能なＸ
線発生器であり、２は該Ｘ線発生器１から発生さ
れたＸ線を照射される被検体である。３で示すの
は、前記被検体２を透過して得られるＸ線透過像
を電気信号に変換する２次元検出器（例えばイメ
ージインテンシフアイアと光学系と撮像管）であ
る。４は前記２次元検出器３より出力されるアナ
ログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器
である。５で示すのは、造影剤が被検者の診断目
的部位に混入する以前のマスク像よりなる第１の
放射線透過画像群と、造影剤が前記診断目的部位
に到達した後の造影像よりなる第２の放射線透過
画像群とを収集し記憶する画像収集記憶装置であ
る。６は前記画像収集記憶装置５の機器番号とア
ドレス等を制御するメモリコントローラである。 FIG. 2 is a block diagram showing a radiological diagnostic apparatus which is an embodiment of the present invention. In Figure 2, 1
Shown is an X-ray system that can adjust the intensity of the generated X-rays.
It is a ray generator, and 2 is a subject to be irradiated with the X-rays generated from the X-ray generator 1. Reference numeral 3 denotes a two-dimensional detector (for example, an image intensifier, an optical system, and an imaging tube) that converts an X-ray transmitted image obtained by passing through the subject 2 into an electrical signal. 4 is an A/D converter that converts the analog signal output from the two-dimensional detector 3 into a digital signal. 5 is a first radiographic image group consisting of a mask image before the contrast agent mixes into the diagnostic target site of the subject, and a contrast image after the contrast agent reaches the diagnostic target site. This is an image collection storage device that collects and stores a second radiographic image group. Reference numeral 6 denotes a memory controller that controls the device number, address, etc. of the image collection storage device 5.
７は画像処理装置であり、当該画像処理装置
は、前記画像収集記憶装置５に記憶されている画
像又は画像間の演算を行ない、表示用画像記憶装
置８若しくは画像収集記憶装置５又はシステムコ
ントローラ１２にコントロールデータを送ること
ができるものである。９は表示用画像記憶装置８
のアドレス等の制御を行なう表示用メモリコント
ローラである。１０は表示用画像記憶装置８から
出力されるデジタル信号をアナログ信号に変換す
るＤ／Ａ変換器である。１１で示すのは、前記
Ｄ／Ａ変換器１０から出力されるアナログ信号に
基づき被検体２の画像を表示する画像表示装置で
ある。 Reference numeral 7 denotes an image processing device, which performs calculations on the images stored in the image collection storage device 5 or between images, and performs operations on the images stored in the image collection storage device 5 or the display image storage device 8 or the image collection storage device 5 or the system controller 12. It is possible to send control data to. 9 is a display image storage device 8
This is a display memory controller that controls addresses, etc. 10 is a D/A converter that converts the digital signal output from the display image storage device 8 into an analog signal. Reference numeral 11 denotes an image display device that displays an image of the subject 2 based on the analog signal output from the D/A converter 10.
１２で示すのは、Ｘ線発生器１、造影剤注入装
置１４、２次元検出器３、メモリコントローラ
６、画像処理装置７、表示用メモリコントローラ
９等の制御を行なう中央演算処理装置を含むシス
テムコントローラである。１３で示すのは、前記
システムコントローラ１２内で予めプログラムさ
れている被検体２内の診断目的部位に応じた撮影
条件と画像処理モードとシーケンス等を選択する
選択キイを有する操作パネルである。１４で示す
のは、システムコントローラ１２の制御を受けて
所定時期に所定量の血管造影剤を被検体２内に自
動注入する造影剤注入装置である。 Reference numeral 12 indicates a system including a central processing unit that controls the X-ray generator 1, contrast agent injection device 14, two-dimensional detector 3, memory controller 6, image processing device 7, display memory controller 9, etc. It is a controller. Reference numeral 13 denotes an operation panel having selection keys for selecting imaging conditions, image processing mode, sequence, etc. according to the diagnostic target region in the subject 2, which are programmed in advance in the system controller 12. Reference numeral 14 denotes a contrast agent injection device that automatically injects a predetermined amount of vascular contrast agent into the subject 2 at a predetermined time under the control of the system controller 12 .
次に、前記画像処理装置７について詳述する。 Next, the image processing device 7 will be described in detail.
第３図は該画像処理装置の一例を示すブロツク
図である。第３図に示すように、画像処理装置７
は、位置補正装置２０と、造影像作成装置２１
と、画像強調装置２２と、セレクタ２３とより成
る。位置補正装置２０は、画像データバス及び
を介して伝送される画像データとシステムコン
トローラ１２から出力される制御信号C1とを入
力し、位置補正係数を求め、それを制御データバ
スC2を介してシステムコントローラ１２に出力
するように構成されている。造影像作成装置２１
は、画像データバス及びから画像データと制
御信号C1とを入力し、対数変換・差分・その他
補正等を実施して造影像をデータバスに出力す
る。画像強調装置２２は、造影像作成装置２１と
同じように構成されているが、演算がウインドウ
イング・フイルタリング等の画像強調である。セ
レクタ２３は、データバス上の画像データを入
力し、画像収集記憶装置５につながるデータバス
又は表示用メモリ８につながるデータバスに
データを出力するかを選択する。 FIG. 3 is a block diagram showing an example of the image processing apparatus. As shown in FIG. 3, the image processing device 7
The position correction device 20 and the contrast image creation device 21
, an image enhancement device 22 , and a selector 23 . The position correction device 20 inputs the image data transmitted via the image data bus and the control signal C1 output from the system controller 12, calculates a position correction coefficient, and outputs it via the control data bus C2 . It is configured to output the data to the system controller 12. Contrast image creation device 21
inputs the image data and control signal C1 from the image data bus, performs logarithmic transformation, difference, other corrections, etc., and outputs a contrast image to the data bus. The image enhancement device 22 is configured in the same manner as the contrast image creation device 21, but the calculation is image enhancement such as windowing filtering. The selector 23 inputs image data on the data bus and selects whether to output the data to the data bus connected to the image acquisition storage device 5 or the data bus connected to the display memory 8.
第４図ａ〜ｃは上記実施例を用いた場合の動作
例をフローチヤートで示したものである。 FIGS. 4a to 4c are flowcharts showing an example of operation when using the above embodiment.
先ず、ステツプ30では、造影剤が被検体の診断
目的部位に混入する以前の放射線透過画像（画像
１）における位置補正領域（以下ROI１という）
を設定する。ここではｘを水平方向としｙを垂直
方向として、ROI１はｘ方向にＸからΔX画素ｙ
方向にＹからΔY画素の範囲とする。ステツプ32
に至る。ステツプ32では、造影剤が混入している
放射線透過画像（画像２）における位置補正ROI
（以下ROI２という）に関してROI１に対する初
期値設定用の値（Ｉ，Ｊ）を定める。ここでは、
先ずｘ方向にＩ＝−１画素、ｙ方向にＪ＝−１画
素とする。ステツプ33に到る。ステツプ33では、
画像２におけるROI２を設定する。ここではROI
２の範囲をｘ方向へＸ＋ＩからΔX画素ｙ方向へ
Ｙ＋ＪからΔY画素と設定する。ステツプ34に到
る。 First, in step 30, a position correction region (hereinafter referred to as ROI 1) in the radiographic image (Image 1) before the contrast agent mixes into the diagnostic target area of the subject is detected.
Set. Here, x is the horizontal direction and y is the vertical direction, and ROI1 is ΔX pixels y from X in the x direction.
The range is from Y to ΔY pixels in the direction. step 32
leading to. In step 32, the position correction ROI in the radiographic image (image 2) containing the contrast agent is
(hereinafter referred to as ROI2), the values (I, J) for initial value setting for ROI1 are determined. here,
First, it is assumed that I=-1 pixel in the x direction and J=-1 pixel in the y direction. Reach step 33. In step 33,
Set ROI2 in image 2. Here ROI
2 is set from X+I to ΔX pixels in the x direction and from Y+J to ΔY pixels in the y direction. Reach step 34.
ステツプ34では、画像１におけるROI１のアド
レスＣ１と画像２におけるROI２のアドレスＣ２
を設定する。ステツプ35に至る。ステツプ35で
は、画像入力行の初期値を設定する。ここでは入
力行の初期値をｙ＝１と設定する。ステツプ36に
至る。 In step 34, the address C1 of ROI1 in image 1 and the address C2 of ROI2 in image 2 are
Set. Reach step 35. In step 35, initial values for the image input row are set. Here, the initial value of the input row is set to y=1. Reach step 36.
ステツプ36では、画像のパラレル入力を示す。
Ｃ１はアドレス信号によつて読み出されたROI１
内の画像データを示し、（ｔ，ｕ）はROI１内の
ｘ，ｙ座標を示す。 Step 36 indicates parallel input of images.
C1 is ROI1 read out by address signal
(t, u) indicates the x, y coordinates within ROI1.
ここでは、ｔ＝Ｘ、Ｘ＋１、…，Ｘ＋ΔX−１ ｕ＝Ｙ＋ｙ−１ となる。 Here, t=X, X+1,...,X+ΔX-1 It becomes u=Y+y-1.
一方、Ｃ２はアドレス信号によつて読み出され
たROI２内の画像データを示し、（ｖ，ｗ）は
ROI２内のｘ，ｙ座標を示す。 On the other hand, C2 indicates image data in ROI2 read out by the address signal, and (v, w)
The x and y coordinates within ROI2 are shown.
ここでは、ｖ＝Ｘ＋Ｉ、Ｘ＋Ｉ＋１、…、Ｘ＋
Ｉ＋ΔX−１
ｗ＝Ｙ＋Ｊ＋ｙ−１ となる。 Here, v=X+I, X+I+1, ..., X+
I+ΔX-1 w=Y+J+y-1.
このようにして、ROI１及びROI２におけるｘ
方向について所定行の一画素毎の画像データが入
力される。ステツプ37に至る。 In this way, x in ROI1 and ROI2
Image data for each pixel in a predetermined row is input with respect to the direction. Reach step 37.
ステツプ37では、ステツプ36からのROI１及び
ROI２における対応する一画素毎の画像データ間
の濃度差を示す。即ち、
濃度差Ｓ（ｘ，ｙ）＝C1（ｔ，ｕ）−C2（ｖ，ｗ）
となる。ステツプ38に至る。 In step 37, ROI1 and
It shows the density difference between corresponding image data for each pixel in ROI2. That is, the density difference S(x,y)=C1(t,u)-C2(v,w). Reach step 38.
ステツプ38では、ステツプ37からの濃度差信号
のうち負成分（すなわちサブトラクト信号の逆極
性成分）を判別する。そしてＳ（ｘ，ｙ）≦０に該
当するものについてはステツプ39に至る。 In step 38, a negative component (ie, a component with opposite polarity of the subtract signal) of the concentration difference signal from step 37 is determined. If S(x, y)≦0 is satisfied, step 39 is reached.
ステツプ39では、ステツプ38で選別された負成
分濃度差信号の和が求められる。この場合におけ
る負成分濃度差信号の和をε−（Ｉ，Ｊ）で表わ
すと、
ε-（Ｉ，Ｊ）＝〓X
〓x=1
Ｓ（ｘ，ｙ） となる。 In step 39, the sum of the negative component concentration difference signals selected in step 38 is determined. If the sum of the negative component concentration difference signals in this case is expressed as ε-(I, J), then ε- (I, J)= 〓X〓x =1 S(x,y).
ステツプ40に至る。 Reach step 40.
ステツプ40では、画像入力行の繰り上げを行な
う。そしてステツプ41で画像入力行がROI内であ
るか否かを判定する。もし画像入力行ｙが、ｙ≧
ΔY＋１でない＜NO＞ならば、未だROI内であ
るので、ステツプ36に移りその行ｙの画像のパラ
レル入力が行なわれ、以下同様のステツプを経て
ステツプ41に至る。一方、画像入力行ｙが、ｙ≧
ΔY＋１である＜YES＞ならば、すでにROI外で
あるので、ステツプ42に移る。ステツプ42では、
以上のような過程を経てROIの全範囲に渡つて検
出した負成分濃度差信号の和ε-（Ｉ，Ｊ）が記憶
される。ステツプ43に至る。 In step 40, the image input line is incremented. Then, in step 41, it is determined whether the image input row is within the ROI. If image input row y is y≧
If <NO>, which is not ΔY+1, it is still within the ROI, so the process moves to step 36, where parallel input of the image in that row y is performed, and the process proceeds to step 41 through similar steps. On the other hand, if the image input row y is y≧
If ΔY+1 is <YES>, it is already outside the ROI, so the process moves to step 42. In step 42,
Through the process described above, the sum ε - (I, J) of negative component concentration difference signals detected over the entire range of the ROI is stored. Reach step 43.
ステツプ43では、ROI２に関してROI１に対す
る初期値設定用の値（Ｉ，Ｊ）について、ｘ方向
のＩ値の繰り上げを行なう。そしてステツプ44で
は、前記Ｉ値の判定を行ない、Ｉ≧２でない＜
NO＞ならば位置補正領域内であり、ステツプ33
に移り、ROI２を設定する。その後は同様のステ
ツプを経てステツプ44に至る。一方、Ｉ≧２であ
る＜YES＞ならば位置補正領域外となり、ステ
ツプ45に移る。ステツプ45では、ｙ方向のＪ値の
繰り上げを行なう。そしてステツプ46では、前記
Ｊ値の判定を行ない、Ｊ≧２でない＜NO＞なら
ば位置補正領域内であり、ステツプ33に移り、
ROI２を設定する。その後は同様のステツプを経
てステツプ46に至る。一方、Ｊ≧２である＜
YES＞ならば位置補正領域外となり、ステツプ
47に移る。尚、この段階でＩを初期値に戻す。 In step 43, the I value in the x direction is rounded up for the initial value setting value (I, J) for ROI 1 with respect to ROI 2. Then, in step 44, the I value is determined, and it is determined that I≧2 and <
If NO>, it is within the position correction area, and step 33
Move on to set ROI2. After that, the process goes through similar steps to reach step 44. On the other hand, if I≧2 (YES), the position is outside the position correction area, and the process moves to step 45. In step 45, the J value in the y direction is rounded up. Then, in step 46, the J value is determined, and if <NO> is not J≧2, it is within the position correction area, and the process moves to step 33.
Set ROI2. After that, the process goes through similar steps and reaches step 46. On the other hand, J≧2<
If YES>, it is outside the position correction area and the step
Move to 47. At this stage, I is returned to its initial value.
ステツプ47では、以上のようにＩ＝−１，０，
１及びＪ＝−１，０，１の位置補正範囲内におい
て、ROIの位置を平行移動して、繰り返し（９通
り）求めたε-（Ｉ，Ｊ）の最小値を示す。この際
の最小値（Ｉ，Ｊ）＝（IM，JM）を求める。ステツ
プ48に至る。 In step 47, I=-1, 0,
1 and J=-1, 0, 1, the minimum value of ε - (I, J) obtained repeatedly (9 ways) by moving the ROI position in parallel is shown. At this time, the minimum value (I, J) = (I M , J M ) is determined. Reach step 48.
ステツプ48では、（IM，JM）の組が２個以上あ
るか否かを判定する。２個以上ある＜YES＞と
きには正しい位置補正値が判別不能であるので、
ステツプ55に移り位置補正ROIの設定値を変更す
る。例えば、Ｘ＝Ｘ＋Ａ、Ｙ＝Ｙ＋Ｂとする。そ
して、ステツプ31に移り、ROI１を設定し、以後
は同様のステツプを経て負成分濃度差信号の和を
求め、ステツプ48に至る。一方、最小値（IM，
JM）の組が２個以上ない＜NO＞ときにはステツ
プ49に至り、ステツプ49ではその（IM，JM）値を
位置補正係数（Ｐ，Ｑ）としてそれぞれ加算記憶
される。ステツプ50に至る。ステツプ50では記憶
された前記（IM，JM）値がIM及びJMがいずれも零
であるか否かを判別する。もし、IM＝JM＝０でな
い＜NO＞ならばステツプ54に移り、ROIの初期
値を（Ｘ，Ｙ）を（Ｘ＋IM、Ｙ＋JM）に変更し、
ステツプ31に移つてROI１を設定する。以後は同
様のステツプを経て（IM，JM）のまわりで更に負
成分濃度差信号の和を求め、ステツプ50に至る。
一方、IM＝JM＝０である＜YES＞ならばステツプ
51に移り、ステツプ51では、ステツプ49で求めら
れた位置補正係数（Ｐ，Ｑ）から位置補正値を算
出しアドレス信号として送り、画像１のアドレス
座標にしての画像２のアドレス座標を指定し、造
影中の画像位置を補正する。これは、IM＝JM＝０
を示したときが位置ずれのない状態を表わすもの
だからである。ステツプ52に至る。 In step 48, it is determined whether there are two or more pairs of (I M , J M ). If there are two or more <YES>, it is impossible to determine the correct position correction value, so
Proceed to step 55 and change the setting value of the position correction ROI. For example, let X=X+A and Y=Y+B. Then, the process moves to step 31, where ROI 1 is set, and the sum of the negative component concentration difference signals is obtained through similar steps thereafter, and the process proceeds to step 48. On the other hand, the minimum value (I M ,
When there are no two or more pairs of J M ), the process goes to step 49, where the (I M , J M ) values are added and stored as position correction coefficients (P, Q), respectively. Reach step 50. In step 50 , it is determined whether or not the stored (I M , J M ) values are both zero. If I M = J M = 0 is not <NO>, proceed to step 54, change the initial value of ROI (X, Y) to (X + I M , Y + J M ),
Proceed to step 31 and set ROI1. Thereafter, through similar steps, the sum of negative component concentration difference signals around (I M , J M ) is further determined, and step 50 is reached.
On the other hand, if I M = J M = 0 (YES), step
51, in step 51, a position correction value is calculated from the position correction coefficients (P, Q) obtained in step 49 and sent as an address signal, and the address coordinates of image 2 are designated as the address coordinates of image 1. , correct the image position during contrast imaging. This means that I M =J M =0
This is because a state where there is no positional shift is shown. Reach step 52.
ステツプ52では、画像１と画像２の対数変換し
てその差をとり、サブトラクト像を生成する。ス
テツプ53に至る。 In step 52, images 1 and 2 are logarithmically transformed and the difference is calculated to generate a subtract image. Reach step 53.
ステツプ53では、その生成したサブトラクト像
を表示用メモリに出力する。 In step 53, the generated subtract image is output to the display memory.
以上、本発明の一実施例について説明したが、
本発明は前記実施例に限定されるものではなく、
本発明の要旨を変更しない範囲内で適宜に変形し
て実施することができることはいうまでもない。 Although one embodiment of the present invention has been described above,
The present invention is not limited to the above embodiments,
It goes without saying that the invention can be modified and implemented as appropriate without changing the gist of the invention.
以上詳述したように本発明の放射線診断装置
は、造影剤が被検者の診断目的部位に混入する以
前の第１の画像群と、造影剤が前記診断目的部位
に到達した後の第２の画像群より各々に選んだ２
枚の画像につき、各画素毎の負成分濃度差信号の
和の最小値を求めることにより、位置ずれのない
一組の画像を検出し、該画像を前記造影剤作成装
置に出力する自動画像位置補正装置を設けること
によつて、位置ずれによる偽像を除去したサブト
ラクト像を表示できるので、正確且つ効率のよい
診断に貢献でき得るものである。
As described in detail above, the radiological diagnostic apparatus of the present invention provides a first image group before the contrast agent mixes into the diagnostic target area of the subject, and a second image group after the contrast agent reaches the diagnostic target site. 2 each selected from the image group of
Automatic image positioning that detects a set of images with no positional deviation by determining the minimum value of the sum of negative component density difference signals for each pixel for each image, and outputs the images to the contrast agent preparation device. By providing the correction device, it is possible to display a subtract image from which artifacts due to positional deviation have been removed, which can contribute to accurate and efficient diagnosis.
第１図ａ，ｂ，ｃ，ｄ，ｅは本発明の前提とな
る原理を示す模式図、第２図は本発明の一実施例
を示すブロツク図、第３図は本発明の要部となる
画像処理装置の一例を示すブロツク図、第４図
ａ，ｂ，ｃは本発明の一実施例における動作例を
フローチヤートで示したものである。
５…画像収集記憶装置、７…画像処理装置、１
１…画像表示装置、２０…位置補正装置、２１…
造影像作成装置、２２…画像強調装置。
Figures 1 a, b, c, d, and e are schematic diagrams showing the principle underlying the present invention, Figure 2 is a block diagram showing an embodiment of the present invention, and Figure 3 is a schematic diagram showing the main parts of the present invention. FIGS. 4a, 4b and 4c are flowcharts illustrating an example of the operation of an embodiment of the present invention. 5... Image collection storage device, 7... Image processing device, 1
1... Image display device, 20... Position correction device, 21...
Contrast image creation device, 22... image enhancement device.
Claims (1)
前のマスク像よりなる第１の放射線透過画像群
と、造影剤が前記診断目的部位に到達した後の造
影像よりなる第２の放射線透過画像群とを収集し
記憶する画像収集記憶装置と、第１と第２との画
像群間の演算により特定臓器のサブトラクト像を
作成する造影像作成装置と、該作成したサブトラ
クト像を表示する画像表示装置とを備えた放射線
診断装置において、前記第１の画像中に設定され
た第１の位置補正領域ROI１、第２の画像中に設
定された第２の位置補正領域ROI２における各画
素間の差分を求め、この差分値のうち逆極性成分
のみの和を求めると共に、前記ROI２を平行移動
して各位置における画素間の差分の逆極性成分の
和を求め、各逆極性成分の和のうち、最小となる
ROI２の前記ROI１からのずれ成分を位置補正値
とし、これに基づき画像２の位置を補正する自動
画像位置補正装置を設けたことを特徴とする放射
線診断装置。 ２ 前記逆極性成分の和の最小値が複数存在する
ときには前記第１の位置補正領域ROI１を平行移
動して前記演算を繰り返す請求項１記載の放射線
診断装置。[Scope of Claims] 1. A first radiographic image group consisting of a mask image before the contrast medium enters the diagnostic target site of the subject, and a contrast image after the contrast medium reaches the diagnostic target site. an image collection storage device that collects and stores a second group of radiographic images; a contrast image creation device that creates a subtract image of a specific organ by calculation between the first and second image groups; In a radiation diagnostic apparatus equipped with an image display device that displays an image, a first position correction region ROI1 set in the first image and a second position correction region ROI2 set in the second image. Find the difference between each pixel at each position, find the sum of only the opposite polarity component of this difference value, move the ROI2 in parallel, find the sum of the opposite polarity component of the difference between pixels at each position, and calculate the sum of only the opposite polarity component of the difference value. The minimum of the sum of the components
A radiological diagnostic apparatus comprising an automatic image position correction device that uses a deviation component of ROI 2 from ROI 1 as a position correction value and corrects the position of image 2 based on the position correction value. 2. The radiological diagnostic apparatus according to claim 1, wherein when a plurality of minimum values of the sums of the opposite polarity components exist, the first position correction region ROI1 is moved in parallel and the calculation is repeated.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58025230A JPS59151941A (en) | 1983-02-16 | 1983-02-16 | Radiation diagnostic apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58025230A JPS59151941A (en) | 1983-02-16 | 1983-02-16 | Radiation diagnostic apparatus |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59151941A JPS59151941A (en) | 1984-08-30 |
| JPH0227873B2 true JPH0227873B2 (en) | 1990-06-20 |
Family
ID=12160166
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58025230A Granted JPS59151941A (en) | 1983-02-16 | 1983-02-16 | Radiation diagnostic apparatus |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS59151941A (en) |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS56166839A (en) * | 1980-04-21 | 1981-12-22 | Technicare Corp | Method of selecting prior image difference |
| JPS57110235A (en) * | 1980-11-19 | 1982-07-09 | Siemens Ag | X-ray diagnostic apparatus |
-
1983
- 1983-02-16 JP JP58025230A patent/JPS59151941A/en active Granted
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS56166839A (en) * | 1980-04-21 | 1981-12-22 | Technicare Corp | Method of selecting prior image difference |
| JPS57110235A (en) * | 1980-11-19 | 1982-07-09 | Siemens Ag | X-ray diagnostic apparatus |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS59151941A (en) | 1984-08-30 |
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