JPH08117221A - Image processor - Google Patents
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- JPH08117221A JPH08117221A JP6265407A JP26540794A JPH08117221A JP H08117221 A JPH08117221 A JP H08117221A JP 6265407 A JP6265407 A JP 6265407A JP 26540794 A JP26540794 A JP 26540794A JP H08117221 A JPH08117221 A JP H08117221A
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Landscapes
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、例えば、被検体の体軸
に対して、らせん状に被検体を走査するヘリカルスキャ
ン方式のコンピュータ断層撮影装置（以下、ＣＴ装置と
略称する）で得られた画像を処理する画像処理装置に関
する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention can be obtained, for example, by a helical scan type computer tomography apparatus (hereinafter abbreviated as CT apparatus) which spirally scans a subject with respect to the body axis of the subject. The present invention relates to an image processing device that processes a captured image.
【０００２】[0002]
【従来の技術】これまでの肺癌の検診は、単純Ｘ線画像
を撮影して医師がそれを読影することによって行なわれ
ていた。しかし単純Ｘ線画像では、骨などのＸ線吸収値
が高い組織と陰影とが重なった場合に陰影が識別しにく
いという問題点がある。そこでＣＴ画像から骨、縦隔な
どの軟部組織を認識し、且つ、その部分を除外して再投
影することが試みられているが、極めて煩雑な操作が必
要である。2. Description of the Related Art Up to now, lung cancer screening has been carried out by taking a plain X-ray image and reading it by a doctor. However, in the simple X-ray image, there is a problem that the shadow is difficult to identify when the tissue overlaps with the tissue having a high X-ray absorption value such as bone. Therefore, it has been attempted to recognize soft tissue such as bone and mediastinum from the CT image and exclude the portion and re-project, but this requires an extremely complicated operation.
【０００３】このため最近では、単純Ｘ線画像に比べて
肺癌の検出率が高いとされるヘリカ・ル方式のＣＴ装置
が肺癌などの検診に用いられ始めている。ところがこの
ＣＴ装置におけるＣＴ画像（断層像）では、１枚の画像
で全体像が見られないという難点がある。このため鑑別
判断に迷いが生じたり、画像ピッチが大きい場合、陰影
を見落とすおそれがあった。このような問題を解決すべ
く、再構成した画像を再投影して、正面、側面などの再
投影像を作成し、医師に提示することが行なわれてい
る。再投影像はスライス幅があるので、単純Ｘ線画像に
比較してスライス厚方向のボケがあるが、その反面散乱
線が少ないという利点がある。For this reason, in recent years, CT devices of the Helical type, which are said to have a higher detection rate for lung cancer than plain X-ray images, have begun to be used for examinations such as lung cancer. However, the CT image (tomographic image) in this CT apparatus has a drawback that the whole image cannot be seen in one image. For this reason, there is a possibility that the discrimination may be lost or the shadow may be overlooked when the image pitch is large. In order to solve such a problem, a reconstructed image is reprojected to create a reprojected image of a front surface, a side surface, and the like, which is presented to a doctor. Since the reprojected image has a slice width, there is blurring in the slice thickness direction as compared with the simple X-ray image, but on the other hand, there is an advantage that there are few scattered rays.
【０００４】図５は、従来のこの種の画像処理装置にお
ける画像処理方法を示す図である。第１の方法は、図５
の（ａ）に示すＣＴ画像から図５の（ｂ）に示す斜線の
肺野領域を抽出し、その領域に相当する画素の画素値を
再投影して再投影像を求める方法である。なお、図５の
（ａ）中に示した数字は画素値である。この方法は、領
域の抽出が技術的に難しく、また処理が複雑であるた
め、処理に長時間を必要とする問題がある。FIG. 5 is a diagram showing an image processing method in a conventional image processing apparatus of this type. The first method is shown in FIG.
5A is extracted from the CT image shown in FIG. 5A, and the pixel value of the pixel corresponding to the area is extracted to obtain a reprojected image. The numbers shown in FIG. 5A are pixel values. This method has a problem in that it takes a long time for processing because it is technically difficult to extract a region and the processing is complicated.
【０００５】第２の方法は、ＣＴ画像を閾値で２値化
し、図５の（ｃ）に示す２値化画像を求め、この２値化
画像の「０」の部分に相当する画素の画素値を再投影し
て再投影像を求める方法である。この方法は、言い換え
れば画素値に図５の（ｄ）に示す係数を乗じた後に再投
影したことと同じである。この方法は、処理は簡単であ
るが、閾値の影響が大きいため、閾値を一義的に決定す
ることが難しいという問題がある。In the second method, the CT image is binarized with a threshold value to obtain the binarized image shown in FIG. 5C, and the pixel of the pixel corresponding to the "0" portion of the binarized image is obtained. This is a method of reprojecting the values to obtain a reprojected image. In other words, this method is the same as re-projecting after multiplying the pixel value by the coefficient shown in FIG. Although this method is simple in processing, it has a problem that it is difficult to uniquely determine the threshold because the influence of the threshold is large.
【０００６】[0006]
【発明が解決しようとする課題】上記した従来のヘリカ
ル方式のＣＴ装置用の画像処理装置には、下記のような
問題点がある。 １）領域を抽出し、画素値の再投影を行なうものでは画
像処理が複雑になり、処理に長時間を必要とする。 ２）閾値で２値化するものでは、閾値を高くするとＸ線
吸収値の高い組織が十分に除去されない。逆に閾値を低
くすると、組織を認識することが極めて難しくなるた
め、組織の近傍、あるいは組織に接触している陰影も一
緒に取り除かれてしまうおそれがある。 ３）通常のスライスピッチは、スライス画像のピクセル
（画素）サイズに比較して遥かに大きいので画質の良好
な再投影像が得られない。The conventional image processing apparatus for the helical CT apparatus described above has the following problems. 1) Image processing is complicated in a case where a region is extracted and pixel values are reprojected, and a long time is required for the processing. 2) In the case of binarizing with a threshold value, if the threshold value is increased, the tissue having a high X-ray absorption value cannot be sufficiently removed. On the other hand, if the threshold value is lowered, it becomes extremely difficult to recognize the tissue, and there is a possibility that the shadow in the vicinity of the tissue or in contact with the tissue may be removed together. 3) Since the normal slice pitch is much larger than the pixel size of the slice image, a reprojected image with good image quality cannot be obtained.
【０００７】本発明の目的は、下記の画像処理装置を提
供することにある。 （１）Ｘ線吸収値の大きい部分が除かれ、かつ陰影を確
実に含む再投影像を得ることができ、且つ、画質の良い
再投影像を作成できる画像処理装置。 （２）ＣＴ画像装置により診断を行なう際に、再投影像
および断層像を同時に観察することができ、再投影像に
より陰影全体を把握し、断層像により詳細な読影を行な
える画像処理装置。 （３）再投影像上に表示されるマーカの位置に対応した
所要のスライス位置の断層像を表示して適確な診断を行
なえる画像処理装置。An object of the present invention is to provide the following image processing device. (1) An image processing apparatus in which a portion having a large X-ray absorption value is removed, a reprojection image including a shadow can be obtained reliably, and a reprojection image with high image quality can be created. (2) An image processing apparatus capable of simultaneously observing a reprojection image and a tomographic image when performing a diagnosis with a CT image device, grasping the entire shadow by the reprojection image, and performing detailed image interpretation by the tomographic image. (3) An image processing apparatus capable of displaying a tomographic image at a required slice position corresponding to the position of the marker displayed on the reprojection image and performing an accurate diagnosis.
【０００８】[0008]
【課題を解決するための手段】上記課題を解決し目的を
達成するために、本発明の画像処理装置は、以下の如く
構成されている。 （１）本発明の画像処理装置は、被検体を走査すること
により得られた投影デ−タから複数枚の断層像を再構成
し、前記複数枚の断層像を少なくとも一方向から再投影
して再投影像を求め、この再投影像を表示する画像処理
装置において、前記複数枚の断層像の断層像間ピッチを
上記断層像における画素のサイズに一致させ、前記複数
枚の断層像を画素毎に非線形関数で変換し、変換後の断
層像を再投影するように構成されている。 （２）本発明の画像処理装置は、上記（１）に記載の装
置であって、前期断層像と少なくとも一方向から再投影
された再投影像とを同一画面上に表示するように構成さ
れている。 （３）本発明の画像処理装置は、上記（１）又は（２）
に記載の装置であって、前記断層像のスライス位置を前
記再投影像上にマ−カで表示すると共に、上記マーカ指
定により前記再投影像上で指定したスライス位置の前記
断層像を表示ように構成されている。In order to solve the above problems and achieve the object, the image processing apparatus of the present invention is configured as follows. (1) The image processing apparatus of the present invention reconstructs a plurality of tomographic images from projection data obtained by scanning a subject, and reprojects the plurality of tomographic images from at least one direction. In the image processing device for obtaining the reprojection image by displaying the reprojection image, the pitch between the tomographic images of the plurality of tomographic images is made to coincide with the size of the pixel in the tomographic image, and the plurality of tomographic images are divided into pixels. The conversion is performed with a non-linear function for each, and the converted tomographic image is reprojected. (2) The image processing apparatus according to the present invention is the apparatus according to (1) above, and is configured to display the previous tomographic image and the reprojected image reprojected from at least one direction on the same screen. ing. (3) The image processing apparatus of the present invention is the above (1) or (2).
The apparatus according to claim 1, wherein the slice position of the tomographic image is displayed on the reprojection image by a marker, and the tomographic image of the slice position specified on the reprojection image is displayed by the marker designation. Is configured.
【０００９】[0009]
【作用】上記手段を講じた結果、次のような作用が生じ
る。 （１）本発明の画像処理装置においては、再構成された
断層像は、陰影の画素値を十分に含む範囲が強調される
非線形関数で変換され、骨などのＸ線吸収値の高い組織
が除去されるため、陰影が確実に含まれた再投影像を作
成することができる。さらに、断層像のスライスピッチ
が断層像の画素サイズとほぼ等しくなるので、断層像を
再投影した再投影像の画質が向上することになる。 （２）本発明の画像処理装置においては、断層像、及び
複数の任意の方向から再投影した再投影像が同一画面上
に一緒に表示されるため、医師は再投影像により陰影全
体を把握し、断層像により詳細な読影を行なえる。 （３）本発明の画像処理装置においては、再投影像上に
表示されるマーカの指定を行なうと、所要のスライス位
置の断層像が表示されるので、医師が必要とする部位の
読影を適時行なうことができ、より確実な診断が可能と
なる。As a result of taking the above-mentioned means, the following effects occur. (1) In the image processing apparatus of the present invention, the reconstructed tomographic image is converted by a non-linear function that emphasizes a range sufficiently including the pixel value of the shadow, and a tissue such as bone having a high X-ray absorption value is obtained. Since it is removed, it is possible to create a reprojection image in which the shadow is surely included. Further, since the slice pitch of the tomographic image is substantially equal to the pixel size of the tomographic image, the image quality of the reprojected image obtained by reprojecting the tomographic image is improved. (2) In the image processing apparatus of the present invention, the tomographic image and the reprojected images reprojected from a plurality of arbitrary directions are displayed together on the same screen, so that the doctor grasps the entire shadow by the reprojected image. However, a detailed image can be read with a tomographic image. (3) In the image processing apparatus of the present invention, when a marker displayed on the reprojection image is designated, a tomographic image at a required slice position is displayed, so that the doctor can timely interpret the region required by the doctor. It can be performed, and more reliable diagnosis is possible.
【００１０】[0010]
【実施例】図１は、本発明の一実施例に係る画像処理装
置の概要を示す図で、１０はヘリカルスキャン方式のＣ
Ｔ装置、２０は上記ＣＴ装置１０に接続された画像処理
装置である。ＣＴ装置１０は、被検体Ｍに扇状のＸ線ビ
ームを曝射するＸ線発生器１１と、被検体Ｍが載置され
る寝台１２と、円弧状に配列された検出器アレイからな
り、被検体Ｍを透過したＸ線ビームを検出し、投影デー
タＤを収集するＸ線検出器１３とからなる。Ｘ線発生器
１１とＸ線検出器１３とを保持する図示しないガントリ
回転部は、スリップリングを介してガントリ固定部に取
り付けられている。かくして、Ｘ線発生器１１及びＸ線
検出器１３が、被検体Ｍの周囲を連続的に回転可能な構
造となっている。ヘリカルスキャンは、寝台１２がＸ線
発生器１１及びＸ線検出器１３の連続回転中に、体軸方
向へ連続的に移動することで実行される。このＣＴ装置
１０に接続された画像処理装置２０には、投影データＤ
が入力され、所定の画像処理が行なわれる。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS FIG. 1 is a diagram showing an outline of an image processing apparatus according to an embodiment of the present invention, and 10 is a helical scan type C.
A T device, 20 is an image processing device connected to the CT device 10. The CT apparatus 10 includes an X-ray generator 11 that irradiates a subject M with a fan-shaped X-ray beam, a bed 12 on which the subject M is placed, and a detector array arranged in an arc shape. The X-ray detector 13 detects the X-ray beam transmitted through the specimen M and collects the projection data D. The gantry rotating part (not shown) holding the X-ray generator 11 and the X-ray detector 13 is attached to the gantry fixing part via a slip ring. Thus, the X-ray generator 11 and the X-ray detector 13 have a structure capable of continuously rotating around the subject M. The helical scan is executed by continuously moving the bed 12 in the body axis direction while the X-ray generator 11 and the X-ray detector 13 are continuously rotating. The projection data D is stored in the image processing device 20 connected to the CT device 10.
Is input and predetermined image processing is performed.
【００１１】図２は、画像処理装置２０の構成を示すブ
ロック図である。ＣＴ装置１０のＸ線検出器１３で収集
された投影データＤは、Ａ／Ｄ変換等の信号処理を施さ
れた後、ディジタル信号として画像処理装置２０の再構
成装置２１に転送される。再構成装置２１では、転送さ
れた複数の投影デ−タＤから複数枚のＣＴ画像（断層
像）を順次再構成する。再構成されたＣＴ画像は、ＣＴ
画像メモリ２２に格納される。ＣＴ画像メモリ２２に格
納されたＣＴ画像は、非線形関数変換器２３で各ピクセ
ル（画素）ごとに、ＣＴ値に応じて予め設定された非線
形関数で変換され３次元画像メモリ２４に記憶される。
上記変換については後で詳細に説明する。投影処理装置
２５は３次元画像メモリ２４に記憶された画像データを
再投影し、２次元の再投影像を作成する。このときの投
影方向は、投影方向選択器２６により体軸に対して任意
の角度を選択指定することが可能である。例えば、本実
施例の場合、０゜方向から投影すれば体の正面像が作成
され、９０゜方向から投影すれば体の側面像が作成され
る。また、投影は一方向からであってもよいし、複数の
方向から投影して複数枚の再投影像を作成してもよい。
投影処理装置２５で作成された再投影像の画像データは
投影画像メモリ２７に転送され、格納される。表示装置
２８には、ＣＴ画像メモリ２２に格納されているＣＴ画
像Ａ、及び投影画像メモリ１７に格納されている再投影
像Ｂが供給され、同一画面上に同時に表示される。FIG. 2 is a block diagram showing the configuration of the image processing apparatus 20. The projection data D collected by the X-ray detector 13 of the CT device 10 is subjected to signal processing such as A / D conversion and then transferred to the reconstruction device 21 of the image processing device 20 as a digital signal. The reconstruction device 21 sequentially reconstructs a plurality of CT images (tomographic images) from the transferred plurality of projection data D. The reconstructed CT image is CT
It is stored in the image memory 22. The CT image stored in the CT image memory 22 is converted by the non-linear function converter 23 for each pixel (pixel) by a non-linear function preset according to the CT value and stored in the three-dimensional image memory 24.
The above conversion will be described in detail later. The projection processing device 25 reprojects the image data stored in the three-dimensional image memory 24 to create a two-dimensional reprojected image. The projection direction at this time can be selected and designated by the projection direction selector 26 at an arbitrary angle with respect to the body axis. For example, in the case of this embodiment, a front image of the body is created by projecting from the 0 ° direction, and a side image of the body is created by projecting from the 90 ° direction. The projection may be from one direction, or a plurality of reprojected images may be created by projecting from a plurality of directions.
The image data of the reprojected image created by the projection processing device 25 is transferred to and stored in the projected image memory 27. The display device 28 is supplied with the CT image A stored in the CT image memory 22 and the reprojection image B stored in the projection image memory 17, and displayed simultaneously on the same screen.
【００１２】図３は、表示装置２８の表示画面Ｐに表示
される画像表示の一例である。操作者が図示していない
操作卓を用いて必要なＣＴ画像を選択すると、そのＣＴ
画像Ａが表示される。同時に、再投影像Ｂとして、例え
ば正面像と側面像とが表示され、それぞれの画像上に
は、ＣＴ画像Ａの位置がマーカ（カ−ソル）ｍで表示さ
れる。このマーカｍを移動させると、その移動位置に対
応したＣＴ画像Ａが表示される。なお本装置の制御は図
示していないコンピュータにより行なわれる。FIG. 3 is an example of an image display displayed on the display screen P of the display device 28. When the operator selects a necessary CT image using a console (not shown), the CT
Image A is displayed. At the same time, for example, a front image and a side image are displayed as the re-projected image B, and the position of the CT image A is displayed by a marker (cursor) m on each image. When this marker m is moved, the CT image A corresponding to the moved position is displayed. The control of this apparatus is performed by a computer (not shown).
【００１３】次に、ＣＴ画像のスライスピッチとピクセ
ルサイズについて詳細に説明する。本実施例のヘリカル
スキャン方式のＣＴ装置１０では、再構成するＣＴ画像
のスライスピッチを任意に設定できるので、スライスピ
ッチをＣＴ画像のピクセルサイズとほぼ等しくすること
で、ＣＴ画像の画質を向上させることができる。例え
ば、肺野の撮影領域を直径４００mm、ＣＴ画像のマトリ
ックスを５１２×５１２とすると、ピクセルサイズは、
４００／５１２＝０．７８１２５となる。ヘリカルスキ
ャン方式のＣＴ装置１０のスキャンにおける１回転（３
６０゜）当たりの投影デ−タ数（ビュー数）を１００
０、１回転中に寝台３が移動する距離を２０mmとする
と、１ビュー間に寝台３が移動する距離は０．０２mmで
ある。従って、０．０２の整数倍であって０．７８１２
５に近い、切りのよい数である０．８mmを選択する。そ
こで、 ＣＴ画像のピッチ＝ピクセルサイズ＝０．８mm とすれば、ＣＴ画像のピッチとピクセルサイズを一致さ
せることができる。すなわち、ピクセルサイズが０．８
mmのＣＴ画像を、０．８mmごとに再構成し記憶する。再
構成は通常の方法により１枚、１枚再構成してもよい
が、特願平５−１４１９３８号公報に示されている連続
再構成方式により、再構成する方が効率がよい。多数枚
のＣＴ画像を位置の順に並べれば３次元画像が作成でき
る。上述したように、ＣＴ画像のスライスピッチを画素
サイズとほぼ等しくすることで、画質を向上させること
ができる。Next, the slice pitch and pixel size of the CT image will be described in detail. In the CT apparatus 10 of the helical scan type of the present embodiment, the slice pitch of the CT image to be reconstructed can be set arbitrarily, so that the image quality of the CT image is improved by making the slice pitch approximately equal to the pixel size of the CT image. be able to. For example, if the imaging area of the lung field is 400 mm in diameter and the CT image matrix is 512 × 512, the pixel size is
400/512 = 0.78125. One rotation (3 in the scan of the CT apparatus 10 of the helical scan type)
The number of projection data (the number of views) per 60 ° is 100
If the distance that the bed 3 moves during one or more rotations is 20 mm, the distance that the bed 3 moves during one view is 0.02 mm. Therefore, it is an integral multiple of 0.02 and 0.7812
Select 0.8mm, which is close to 5 and is a good number to cut. Therefore, if the CT image pitch = pixel size = 0.8 mm, the CT image pitch and the pixel size can be matched. That is, the pixel size is 0.8
mm CT images are reconstructed and stored every 0.8 mm. Reconstruction may be performed one by one by a normal method, but it is more efficient to reconstruct by a continuous reconstruction method disclosed in Japanese Patent Application No. 5-141938. A three-dimensional image can be created by arranging a large number of CT images in order of position. As described above, the image quality can be improved by making the slice pitch of the CT image almost equal to the pixel size.
【００１４】次に、非線形関数変換器２３における、Ｃ
Ｔ画像の画像変換方法について詳細に説明する。再投影
像は３次元画像をいわば２次元に重ねた画像であるか
ら、画素値の小さい部分と画素値の大きい部分とが重な
ると、画素値の小さい部分が見にくくなる。検出目的の
一つである肺癌の陰影は、骨などに比較するとＸ線吸収
値が低く、画素値が小さいので投影像上では見にくくな
る。肺癌などの検出を目的とする場合は、骨などの画素
値が非常に高い部分は対象外であるので、その部分を除
いて投影することが望ましい。そこで、以下に示すＣＴ
画像の画像変換が実行される。Next, in the nonlinear function converter 23, C
The image conversion method of the T image will be described in detail. Since the reprojected image is an image in which a three-dimensional image is two-dimensionally superposed, if a portion having a small pixel value and a portion having a large pixel value overlap each other, it becomes difficult to see the portion having a small pixel value. The shadow of lung cancer, which is one of the detection purposes, has a low X-ray absorption value and a small pixel value as compared with bones, etc., and is therefore difficult to see on a projected image. For the purpose of detecting lung cancer or the like, a portion having a very high pixel value such as bone is not included in the target, and therefore it is desirable to project the portion excluding the portion. Therefore, the CT shown below
Image conversion of the image is performed.
【００１５】図４は、本実施例における画像変換方法を
示す図である。図４の（ａ）はＣＴ画像の例である。こ
の画像の各画素の画素値を（１）式により変換する。 （係数）×（画素値＋１０００）−１０００ …（１） ここで係数は、図４の（ｂ）にその一例を示すように画
素値に応じてなだらかに変化する非線形関数である。図
４の（ｃ）は、図４の（ａ）に示すＣＴ画像が、図４の
（ｂ）に示す非線形関数で変換された後の画像である。
変換係数は、図４の（ｂ）に示すように画素値が低い場
合は１である。検出を目的とした陰影が含まれる画素の
画素値の範囲は、係数を少し大きくすることにより、投
影像上で陰影が若干強調される。陰影の画素値は、必ず
しも一義的ではないが、陰影の画素値を十分に含む範囲
で、係数をなだらかに変化させればよい。また、それ以
上の画素値は係数を０にするが、その場合も係数の変化
をなだらかにする。このようにして、全部のＣＴ画像を
変換して変換３次元画像を作成する。FIG. 4 is a diagram showing an image conversion method in this embodiment. FIG. 4A is an example of a CT image. The pixel value of each pixel of this image is converted by the equation (1). (Coefficient) × (Pixel value + 1000) −1000 (1) Here, the coefficient is a non-linear function that gently changes according to the pixel value, as an example is shown in (b) of FIG. FIG. 4C is an image after the CT image shown in FIG. 4A is transformed by the non-linear function shown in FIG. 4B.
The conversion coefficient is 1 when the pixel value is low as shown in FIG. In the range of pixel values of pixels including a shade for the purpose of detection, the shade is slightly emphasized on the projected image by slightly increasing the coefficient. The pixel value of the shadow is not necessarily unique, but the coefficient may be gently changed within a range that sufficiently includes the pixel value of the shadow. Further, the coefficient is set to 0 for pixel values higher than that, but in that case as well, the change of the coefficient is made smooth. In this way, all CT images are converted to create a converted three-dimensional image.
【００１６】このようにして変換された３次元画像を再
投影する。投影方法としては、１点から投影する方法
と、平行投影する方法とがよく知られている。平行投影
法の方が計算が容易であるので、ここでは平行投影法を
用いているものとする。平行投影法は、正面像の場合は
断層像の列の画素値を合計し、側面像の場合は断層像の
行の画素値を合計するだけで再投影像が求められる方法
である。なお、再投影像に適切な空間フィルタ、例えば
エッジを強調するようなフィルタを掛けるようにしても
良い。The three-dimensional image converted in this way is reprojected. As a projection method, a method of projecting from one point and a method of parallel projection are well known. Since the parallel projection method is easier to calculate, the parallel projection method is used here. The parallel projection method is a method for obtaining a re-projection image only by summing the pixel values of the columns of the tomographic image in the case of the front image and by summing the pixel values of the rows of the tomographic image in the case of the side image. An appropriate spatial filter, for example, a filter that emphasizes edges may be applied to the reprojected image.
【００１７】上記再投影像Ｂ、及びこの再投影像上に表
示されるマーカｍの位置に対応したＣＴ画像Ａは、図３
に示したように表示装置２８の表示画面Ｐ上に同時に表
示される。かくして再投影像ＢとＣＴ画像Ａとを同時に
観察することができるため、医師は、再投影像Ｂによっ
て陰影全体を把握し、ＣＴ画像Ａによって陰影をより詳
細に観察できる。また、再投影像上に表示されるマーカ
ｍで、表示したいスライス位置のＣＴ画像Ａを指定でき
る。The reprojection image B and the CT image A corresponding to the position of the marker m displayed on this reprojection image are shown in FIG.
On the display screen P of the display device 28 as shown in FIG. Thus, since the reprojection image B and the CT image A can be observed at the same time, the doctor can grasp the entire shadow by the reprojection image B and can observe the shadow in more detail by the CT image A. Further, the CT image A at the slice position desired to be displayed can be designated by the marker m displayed on the reprojection image.
【００１８】上記実施例に示された「画像処理装置」の
構成及び作用効果をまとめると次の通りである。 （１）本実施例の画像処理装置２０は、被検体Ｍを走査
することにより得られた投影デ−タＤから複数枚の断層
像（ＣＴ画像）Ａを再構成し、前記複数枚の断層像を少
なくとも一方向から再投影して再投影像Ｂを求め、この
再投影像Ｂを表示するようにした画像処理装置２０にお
いて、前記複数枚の断層像Ａの断層像間のピッチを上記
断層像Ａにおける画素のサイズに一致させ、前記複数枚
の断層像Ａを画素毎に非線形関数で変換し、変換後の断
層像を再投影する如く構成されている。The configuration and operational effects of the "image processing device" shown in the above embodiment are summarized as follows. (1) The image processing apparatus 20 of the present embodiment reconstructs a plurality of tomographic images (CT images) A from the projection data D obtained by scanning the subject M, and the plurality of tomographic images. In the image processing apparatus 20 configured to reproject an image from at least one direction to obtain a reprojected image B and display the reprojected image B, the pitch between the tomographic images of the plurality of tomographic images A is set to the tomographic image. The size of the pixels in the image A is matched, the plurality of tomographic images A are converted for each pixel by a non-linear function, and the converted tomographic images are reprojected.
【００１９】従って、再構成された断層像Ａは、陰影の
画素値を十分に含む範囲が強調される非線形関数で変換
され、骨などのＸ線吸収値の高い組織が除去されるた
め、陰影が確実に含まれた再投影像Ｂを作成することが
できる。さらに、断層像のスライスピッチが断層像の画
素サイズとほぼ等しくなるので、断層像Ａを再投影した
再投影像Ｂの画質が向上することになる。 （２）本実施例の画像処理装置２０は、上記（１）に記
載の装置であって、前記断層像Ａと少なくとも一方向か
ら再投影された再投影像Ｂとを同一画面上に表示する如
く構成されている。Therefore, the reconstructed tomographic image A is converted by a non-linear function in which the range sufficiently including the pixel value of the shadow is emphasized, and the tissue such as bone having a high X-ray absorption value is removed. It is possible to create a reprojection image B in which Further, since the slice pitch of the tomographic image is substantially equal to the pixel size of the tomographic image, the image quality of the reprojected image B obtained by reprojecting the tomographic image A is improved. (2) The image processing apparatus 20 of the present embodiment is the apparatus described in (1) above, and displays the tomographic image A and the reprojected image B reprojected from at least one direction on the same screen. It is configured as follows.
【００２０】従って、断層像Ａおよび複数の任意の方向
から再投影した再投影像Ｂが同一画面上に一緒に表示さ
れるため、医師は再投影像Ｂにより陰影全体を把握し、
断層像Ａにより詳細な読影を行なえる。 （３）本実施例の画像処理装置２０は、上記（１）又は
（２）に記載の装置であって、前記断層像Ａのスライス
位置を前記再投影像Ｂ上にマ−カｍで表示するととも
に、上記マーカｍの指定により前記再投影像Ｂ上で指定
したスライス位置の前記断層像Ａを表示する如く構成さ
れている。Therefore, since the tomographic image A and the reprojected image B reprojected from a plurality of arbitrary directions are displayed together on the same screen, the doctor grasps the entire shadow by the reprojected image B,
A detailed image can be read by the tomographic image A. (3) The image processing apparatus 20 of the present embodiment is the apparatus described in (1) or (2) above, and displays the slice position of the tomographic image A on the re-projection image B by a marker m. In addition, by designating the marker m, the tomographic image A at the slice position designated on the reprojection image B is displayed.
【００２１】従って、再投影像Ｂ上に表示されるマーカ
ｍの指定を行なうと、所要のスライス位置の断層像Ａが
表示されるので、医師が必要とする部位の読影を適時行
なうことができ、より確実な診断が可能となる。Therefore, when the marker m displayed on the re-projection image B is designated, the tomographic image A at the required slice position is displayed, so that the doctor can read the region required at a proper time. Therefore, more reliable diagnosis becomes possible.
【００２２】[0022]
【発明の効果】本発明によれば下記の画像処理装置を提
供できる。 （１）Ｘ線吸収値の大きい部分が除かれ、かつ陰影を確
実に含む再投影像を得ることができ、且つ、画質の良い
再投影像を作成できる画像処理装置。 （２）ＣＴ画像装置により診断を行なう際に、再投影像
および断層像を同時に観察することができ、再投影像に
より陰影全体を把握し、断層像により詳細な読影を行な
える画像処理装置。 （３）再投影像上に表示されるマーカの位置に対応した
所要のスライス位置の断層像を表示して適確な診断を行
なえる画像処理装置。According to the present invention, the following image processing device can be provided. (1) An image processing apparatus in which a portion having a large X-ray absorption value is removed, a reprojection image including a shadow can be obtained reliably, and a reprojection image with high image quality can be created. (2) An image processing apparatus capable of simultaneously observing a reprojection image and a tomographic image when performing a diagnosis with a CT image device, grasping the entire shadow by the reprojection image, and performing detailed image interpretation by the tomographic image. (3) An image processing apparatus capable of displaying a tomographic image at a required slice position corresponding to the position of the marker displayed on the reprojection image and performing an accurate diagnosis.
【図１】本発明の一実施例に係る画像処理装置の概要を
ＣＴ装置と共に示す図。FIG. 1 is a diagram showing an outline of an image processing apparatus according to an embodiment of the present invention together with a CT apparatus.
【図２】上記実施例に係る画像処理装置の構成を示すブ
ロック図。FIG. 2 is a block diagram showing a configuration of an image processing apparatus according to the above embodiment.
【図３】上記実施例に係る画像処理装置による画像表示
の一例を示す図。FIG. 3 is a diagram showing an example of image display by the image processing apparatus according to the embodiment.
【図４】上記実施例に係る画像処理装置による画像変換
方法を示す図。FIG. 4 is a diagram showing an image conversion method by the image processing apparatus according to the embodiment.
【図５】従来例に係る画像変換方法を示す図。FIG. 5 is a diagram showing an image conversion method according to a conventional example.
Ｍ…被検体 １０…ＣＴ装置 １１…Ｘ線発生器 １２…寝台 １３…Ｘ線検出器 ２０…画像処理装置 ２１…再構成装置 ２２…ＣＴ画像メモリ ２３…非線形変換器 ２４…３次元画像メモリ ２５…投影処理装置 ２６…投影方向選択機 ２７…投影画像メモリ ２８…表示装置 M ... Subject 10 ... CT device 11 ... X-ray generator 12 ... Bed 13 ... X-ray detector 20 ... Image processing device 21 ... Reconstructing device 22 ... CT image memory 23 ... Non-linear converter 24 ... Three-dimensional image memory 25 ... Projection processing device 26 ... Projection direction selector 27 ... Projection image memory 28 ... Display device
Claims (3)
影デ−タから複数枚の断層像を再構成し、前記複数枚の
断層像を少なくとも一方向から再投影して再投影像を求
め、この再投影像を表示する画像処理装置において、 前記複数枚の断層像の断層像間ピッチを上記断層像にお
ける画素のサイズに一致させ、前記複数枚の断層像を画
素毎に非線形関数で変換し、変換後の断層像を再投影す
る手段を備えたことを特徴とする画像処理装置。1. A plurality of tomographic images are reconstructed from projection data obtained by scanning an object, and the plurality of tomographic images are reprojected from at least one direction to obtain a reprojected image. In the image processing device for displaying the re-projection image, the tomographic image pitch of the plurality of tomographic images is made to match the size of the pixel in the tomographic image, and the plurality of tomographic images are converted with a non-linear function for each pixel. Then, the image processing apparatus is provided with means for re-projecting the converted tomographic image.
前記断層像と少なくとも一方向から再投影された再投影
像とを同一画面上に表示する手段を備えたことを特徴と
する画像処理装置。2. The image processing apparatus according to claim 1, wherein
An image processing apparatus comprising means for displaying the tomographic image and a reprojected image reprojected from at least one direction on the same screen.
いて、前記断層像のスライス位置を前記再投影像上にマ
−カで表示すると共に、前記再投影像上で操作者が指定
したスライス位置の前記断層像を表示する手段を備えた
ことを特徴とする画像処理装置。3. The image processing apparatus according to claim 1, wherein the slice position of the tomographic image is displayed on the reprojection image by a marker and is designated by the operator on the reprojection image. An image processing apparatus comprising means for displaying the tomographic image at a slice position.
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|---|---|---|---|
| JP26540794A JP3556292B2 (en) | 1994-10-28 | 1994-10-28 | Image processing device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP26540794A JP3556292B2 (en) | 1994-10-28 | 1994-10-28 | Image processing device |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08117221A true JPH08117221A (en) | 1996-05-14 |
| JP3556292B2 JP3556292B2 (en) | 2004-08-18 |
Family
ID=17416742
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP26540794A Expired - Fee Related JP3556292B2 (en) | 1994-10-28 | 1994-10-28 | Image processing device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3556292B2 (en) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1998015226A1 (en) * | 1996-10-08 | 1998-04-16 | Hitachi Medical Corporation | Method and apparatus for forming and displaying image from a plurality of sectional images |
| JP2010068832A (en) * | 2008-09-16 | 2010-04-02 | Hitachi Medical Corp | X-ray ct apparatus |
| JP4489228B2 (en) * | 2000-02-07 | 2010-06-23 | Ｇｅヘルスケア・ジャパン株式会社 | X-ray CT system, control method therefor, and storage medium |
| JP2010136958A (en) * | 2008-12-13 | 2010-06-24 | Univ Of Tokushima | Ct apparatus, image reconstruction method in the same, and electronic circuit component |
| JP2011152255A (en) * | 2010-01-27 | 2011-08-11 | Hitachi Medical Corp | Reconstruction arithmetic unit, reconstruction arithmetic method, and x-ray ct apparatus |
-
1994
- 1994-10-28 JP JP26540794A patent/JP3556292B2/en not_active Expired - Fee Related
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3556292B2 (en) | 2004-08-18 |
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