JPS59123067A - 画像表示処理装置 - Google Patents
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- JPS59123067A JPS59123067A JP23353782A JP23353782A JPS59123067A JP S59123067 A JPS59123067 A JP S59123067A JP 23353782 A JP23353782 A JP 23353782A JP 23353782 A JP23353782 A JP 23353782A JP S59123067 A JPS59123067 A JP S59123067A
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の技術分野〕
本発明は医用画像診断装置に係シ、互に相補的性格を持
つ複数医用画像間の重ね合せ表示を行って複合画像表示
診断を行うための画像表示処理装置に関するものである
。
つ複数医用画像間の重ね合せ表示を行って複合画像表示
診断を行うための画像表示処理装置に関するものである
。
医用画像診断装置としてＸ線診断装置、超音波診断装置
があシ、さらに近年Ｘ線透視像をデジタルデータ化して
画像処理するデジタルラジオグラフィ、核磁気共鳴を利
用し九ＮＭＲ−ＣＴ装置が出現した。これら各診断装置
によル被検体の同一部位を撮影すると、たとえばＸ線Ｃ
Ｔではその被検体の断層面のＸ線吸収係数の分布が得ら
れ、ＮＭＲ−ＣＴでは核磁気共鳴による水素原子核の分
布が得られ、また核医学診断装置では投与した放射性同
位元素の分布が得られる。このように各診断装置は形態
や機能等、各種異った生体情報を与え、通常、疾患の確
定診断に至るまでに、同一部位に対し、各種診断装置を
相補的に用いた複合画像診断が必要である。このような
複合画像診断として、従来は、医師が同一部位に対する
各診断装置から出力したフィルムをシャーカステン上に
並べて見たシ、複合画像診断装置に各画像を一画面中に
複数個並列的に表示するマルチフレーム表示したυ、ま
た１つの画像の上に他の画像の輪郭線を重ね合わせ表示
したシしていた。
があシ、さらに近年Ｘ線透視像をデジタルデータ化して
画像処理するデジタルラジオグラフィ、核磁気共鳴を利
用し九ＮＭＲ−ＣＴ装置が出現した。これら各診断装置
によル被検体の同一部位を撮影すると、たとえばＸ線Ｃ
Ｔではその被検体の断層面のＸ線吸収係数の分布が得ら
れ、ＮＭＲ−ＣＴでは核磁気共鳴による水素原子核の分
布が得られ、また核医学診断装置では投与した放射性同
位元素の分布が得られる。このように各診断装置は形態
や機能等、各種異った生体情報を与え、通常、疾患の確
定診断に至るまでに、同一部位に対し、各種診断装置を
相補的に用いた複合画像診断が必要である。このような
複合画像診断として、従来は、医師が同一部位に対する
各診断装置から出力したフィルムをシャーカステン上に
並べて見たシ、複合画像診断装置に各画像を一画面中に
複数個並列的に表示するマルチフレーム表示したυ、ま
た１つの画像の上に他の画像の輪郭線を重ね合わせ表示
したシしていた。
しかしながら、マルチフレーム表示の場合、結局はシャ
ーカステン上に複数の画像を並べることと同じであシ、
両画像の位置関係を直感的に把握することは困難であシ
、壕だ一方の画像に他方の画像の輪郭線を重ね合せる方
法においても互の位置関係は把握しやすいものの輪郭線
抽出に多大な演算時間を要するし、さらに輪郭線は原画
の有する微細な情報を欠落させ、迅速かつ正確な複合診
断が行えなかった。
ーカステン上に複数の画像を並べることと同じであシ、
両画像の位置関係を直感的に把握することは困難であシ
、壕だ一方の画像に他方の画像の輪郭線を重ね合せる方
法においても互の位置関係は把握しやすいものの輪郭線
抽出に多大な演算時間を要するし、さらに輪郭線は原画
の有する微細な情報を欠落させ、迅速かつ正確な複合診
断が行えなかった。
本発明は、上記事情に鑑みて成されたもので被写体同一
部位に対する相補的役割を持つ異種診断装置からの画像
を重ねて表示することにより、２枚の画像の位置関係を
適確に捕えることが可能であシ、かつ２つの画像の各々
の有する生体情報を損うことなく、シかも、操作性よく
迅速に複合画像診断ができる複合画像診断用の画像表示
処理装置を提供することを目的としている。
部位に対する相補的役割を持つ異種診断装置からの画像
を重ねて表示することにより、２枚の画像の位置関係を
適確に捕えることが可能であシ、かつ２つの画像の各々
の有する生体情報を損うことなく、シかも、操作性よく
迅速に複合画像診断ができる複合画像診断用の画像表示
処理装置を提供することを目的としている。
即ち、本発明は、上記目的を達成するため相補的役割を
持つ異った複数の画像診断装置によシ被写体の同一部位
を撮影して得られた各々の医用画像をそれぞれ格納する
画像メモリと、各各の画像に対するフィルタリングの空
間周波数特性を設定する手段と、この設定値に応じた空
間周波数特性で、各々の画像にフィルタリングを施こす
手段と、このフィルタリングされた各各の画像を加算す
る手段と、この加算された画像を表示する手段とよ多構
成し、異なる種類の装置よシ得た各々の医用画像に任意
に設定して与えた空間周波数特性でフィルタリングを施
こし、これを加算して合成し、複合画像として表示する
ようにして、前記各々の画像がフラットな空間周波数特
性を持つ複合画像から各々の像が異なる帯域の空間周波
数特性を持たせた像としたシ、前記設定値を可変するこ
とにより任意の状態で表示できるようにし、また、これ
により原画像の持つ情報を有効に引き出すことができる
ようにして診断を高精度に行ない得るようにすると共に
、複合画像はフィルタリング処理と加算だけで済むよう
にして、演算処理時間を短縮し、診断が迅速に行なえる
ようにする。
持つ異った複数の画像診断装置によシ被写体の同一部位
を撮影して得られた各々の医用画像をそれぞれ格納する
画像メモリと、各各の画像に対するフィルタリングの空
間周波数特性を設定する手段と、この設定値に応じた空
間周波数特性で、各々の画像にフィルタリングを施こす
手段と、このフィルタリングされた各各の画像を加算す
る手段と、この加算された画像を表示する手段とよ多構
成し、異なる種類の装置よシ得た各々の医用画像に任意
に設定して与えた空間周波数特性でフィルタリングを施
こし、これを加算して合成し、複合画像として表示する
ようにして、前記各々の画像がフラットな空間周波数特
性を持つ複合画像から各々の像が異なる帯域の空間周波
数特性を持たせた像としたシ、前記設定値を可変するこ
とにより任意の状態で表示できるようにし、また、これ
により原画像の持つ情報を有効に引き出すことができる
ようにして診断を高精度に行ない得るようにすると共に
、複合画像はフィルタリング処理と加算だけで済むよう
にして、演算処理時間を短縮し、診断が迅速に行なえる
ようにする。
以下、本発明の一実施例について図面を参照しながら説
明する。
明する。
はじめに本発明の詳細な説明をしておく。
２つの画像’、ｉ、ｊ ２１．ｊを重ねる場合、両
者を加算合成して第１式の如＜ｇｉ、１なる単なる画像
加算 ” ｓ ｊ ’ ｉ ｒ Ｊ ２ ｔ ｔ ｊ
（１）を得ることが考えられるが、２つの画像の画質特
性が近似していると、２つの像が重々りた後に、各々の
見分けがつき難い極めて見にくい画像となりてしまり。
者を加算合成して第１式の如＜ｇｉ、１なる単なる画像
加算 ” ｓ ｊ ’ ｉ ｒ Ｊ ２ ｔ ｔ ｊ
（１）を得ることが考えられるが、２つの画像の画質特
性が近似していると、２つの像が重々りた後に、各々の
見分けがつき難い極めて見にくい画像となりてしまり。
そこで２つの画像を分離して判読でき、しかも個々の画
質の損失を少なくするには、互を空間周波数軸上で分離
して加算することが有効である。
質の損失を少なくするには、互を空間周波数軸上で分離
して加算することが有効である。
空間周波数特性を変化させる手段として空間フィルタが
ある。即ち、この空間フィルタによシ、たとえば一方の
画像に高域通過フィルタを施してエツジ強調を行い、他
方の画像に低域通過フィルタを施してスムージングを行
った後、両者を加算して１つの画像を作る。すると一方
の画像のスムージング像に他方の画像のエツジ強調像が
重るため、同一画像上で互の判別ができ、しかも両者の
画質を損うことが少なくできる。空間周波数軸上での様
子を第１図に示した。
ある。即ち、この空間フィルタによシ、たとえば一方の
画像に高域通過フィルタを施してエツジ強調を行い、他
方の画像に低域通過フィルタを施してスムージングを行
った後、両者を加算して１つの画像を作る。すると一方
の画像のスムージング像に他方の画像のエツジ強調像が
重るため、同一画像上で互の判別ができ、しかも両者の
画質を損うことが少なくできる。空間周波数軸上での様
子を第１図に示した。
即ち、（、）がＸ線ＣＴ像の空間周波数分布、（ｂ）が
ＮＭＲ−ＣＴ像の空間周波数分布であるとすると今、（
、）を（ｃ）の如き特性の高域強調フィルタによってフ
ィルタリングし、また（ｂ）を（ｄ）の如き特性の低域
強調フィルタによってフィルタリングすると０は（ｅ）
の如き空間周波数分布のフィルタリング像とな！Ｄ、（
ｂ）は（ｆ）の如き空間周波数分布のフィルタリング像
が得られる。この（ｅ） ＃ （ｆ）を加算すると（ｈ
）の点線で示す如き総合特性の重ね合わせ像となり、Ｘ
線ＣＴ像は細かい変化の良くわがるエツジ強調像として
、またＮＭＲ−ＣＴ像は低域成分のスムージング像とし
て両者が区別されたかたちで重ね合わされる。しかもこ
のような操作は空間フィルタ特性を変化させることによ
って上記の逆の組合せを含め自在に行えるので、診断目
的に合わせて任意の状態にすることができ、従って原画
像の有する情報を損なうことなく有効に引き出せ、種々
の空間周波数帯域の像に変化させて検査部位の観察がで
きるようになる。
ＮＭＲ−ＣＴ像の空間周波数分布であるとすると今、（
、）を（ｃ）の如き特性の高域強調フィルタによってフ
ィルタリングし、また（ｂ）を（ｄ）の如き特性の低域
強調フィルタによってフィルタリングすると０は（ｅ）
の如き空間周波数分布のフィルタリング像とな！Ｄ、（
ｂ）は（ｆ）の如き空間周波数分布のフィルタリング像
が得られる。この（ｅ） ＃ （ｆ）を加算すると（ｈ
）の点線で示す如き総合特性の重ね合わせ像となり、Ｘ
線ＣＴ像は細かい変化の良くわがるエツジ強調像として
、またＮＭＲ−ＣＴ像は低域成分のスムージング像とし
て両者が区別されたかたちで重ね合わされる。しかもこ
のような操作は空間フィルタ特性を変化させることによ
って上記の逆の組合せを含め自在に行えるので、診断目
的に合わせて任意の状態にすることができ、従って原画
像の有する情報を損なうことなく有効に引き出せ、種々
の空間周波数帯域の像に変化させて検査部位の観察がで
きるようになる。
ところで、空間フィルタの簡単なものとして各画素毎に
その画業位置を中心とするそのまわ９８個を含めて合計
し、フィルタリングするようにしたサポートサイズ３×
３の線形定常非再帰型２次元デジタルフィルタがある。
その画業位置を中心とするそのまわ９８個を含めて合計
し、フィルタリングするようにしたサポートサイズ３×
３の線形定常非再帰型２次元デジタルフィルタがある。
とれは入力画像をｈｔｊ出力画像をｇｉ、ｊとしフィル
タ係数を ｂｃ ａｂ ｂｃ とすると ｇｉｔｊ””ｆｉ−１ｔｊ−１１，ｊ−１ｉ＋１．ｊ−
１＋ｂｆ ｔ−４，ｊ＋ｂｆ ｌ、 ｊ＋ ｂｆ 、、
、 ｊ＋ｃ’ｉ−１，Ｊ＋１ ｉ、ｊ＋１
ｉ＋１．、Ｊ＋１ °−（２）＋ｂｆ で与えられ、その空間周波数特性は Ｈ（ｕ、ｖ）＝２ｃｃｏｌ（ｕ＋ｖ）＋２ｂｃｏｓｖ＋
２ａｃｏｓ（ｕ−ｖ）＋２ｂｃｏｓｕ＋ａ ・
−（ａ）である。今、フィルタ係数ａ、ｂ、ｃを全て１
とすると Ｈ（ｕ、ｖ） （ａ７ｕ＋ｖ）＋ｃａｓｖ＋ｃａｓ
（ｕ−ｖ）４ｃｏｓｕ＋’ト−（４）２ であシ、直交座標ｕｙｖを極座標ｒ、Ｏに変換し、特性
を図示すると第２図のようになる。原画と上記第４式の
フィルタリング画像とを重み１−におよびｋで線形結合
することを考えると、その空間周波数特性は、 １− ｋ ＋ ｋ Ｈ（ｕ 、 ｏ ）
＝−（５）である。ここでｋをパラメータとして第５
式の特性を描けば第３図のようＫなｌ）、ｋ＝１０重み
で低域フィルタからに＝−１の重みでの高域フィルタま
で、重みｋを変化させることによ多空間周波数特性を連
続的に変化させ得る。
タ係数を ｂｃ ａｂ ｂｃ とすると ｇｉｔｊ””ｆｉ−１ｔｊ−１１，ｊ−１ｉ＋１．ｊ−
１＋ｂｆ ｔ−４，ｊ＋ｂｆ ｌ、 ｊ＋ ｂｆ 、、
、 ｊ＋ｃ’ｉ−１，Ｊ＋１ ｉ、ｊ＋１
ｉ＋１．、Ｊ＋１ °−（２）＋ｂｆ で与えられ、その空間周波数特性は Ｈ（ｕ、ｖ）＝２ｃｃｏｌ（ｕ＋ｖ）＋２ｂｃｏｓｖ＋
２ａｃｏｓ（ｕ−ｖ）＋２ｂｃｏｓｕ＋ａ ・
−（ａ）である。今、フィルタ係数ａ、ｂ、ｃを全て１
とすると Ｈ（ｕ、ｖ） （ａ７ｕ＋ｖ）＋ｃａｓｖ＋ｃａｓ
（ｕ−ｖ）４ｃｏｓｕ＋’ト−（４）２ であシ、直交座標ｕｙｖを極座標ｒ、Ｏに変換し、特性
を図示すると第２図のようになる。原画と上記第４式の
フィルタリング画像とを重み１−におよびｋで線形結合
することを考えると、その空間周波数特性は、 １− ｋ ＋ ｋ Ｈ（ｕ 、 ｏ ）
＝−（５）である。ここでｋをパラメータとして第５
式の特性を描けば第３図のようＫなｌ）、ｋ＝１０重み
で低域フィルタからに＝−１の重みでの高域フィルタま
で、重みｋを変化させることによ多空間周波数特性を連
続的に変化させ得る。
即ち、ｋを変化させることによシ２つの画像をその空間
周波数帯域を変えて抽出でき、これを重ね合わせること
によシ、一方の画像のエツジを強調し、他方の像は低域
を中心とする像としたシ、同じようなトーンの画像とし
て表示し・ たシするなど、２つの画像を各々空間周波
数の帯域を任意に異ならせて抽出した画像の重ね合わせ
を行えるようにし、画像表示状態を任意に変えて観察で
きるようにすることが可能と外る。
周波数帯域を変えて抽出でき、これを重ね合わせること
によシ、一方の画像のエツジを強調し、他方の像は低域
を中心とする像としたシ、同じようなトーンの画像とし
て表示し・ たシするなど、２つの画像を各々空間周波
数の帯域を任意に異ならせて抽出した画像の重ね合わせ
を行えるようにし、画像表示状態を任意に変えて観察で
きるようにすることが可能と外る。
次に本発明の一実施例について第４図を参照しながら説
明する。
明する。
第４図は、本発明の一実施例を示すシステムブロック図
である。ここでは−例としてＮＭＲ−ＣＴ像とＸ線ＣＴ
像との複合画像診断を例にとシ説明している。図におい
て１は、ＮＭＲ−ＣＴ装置、２はＸ線ＣＴ装置であシ、
各々被写体の同一部位に対して、各々断層像を得る。こ
れら各々の装置によシ得られた断層像の画像データは各
々対応して設けられた３および４の画像メモリに格納さ
れる。５は両極間に±Ｖなる電圧が印加され、この電圧
を分圧して抽出するための空間フィルタリングの際の上
記各画像に対する空間周波数特性を指定するために用い
る。この可変抵抗器５の出力は前記パラメータにの指定
に用いるものでこの出力はい変換器６に与えられてここ
でデジタル量に変換された後、演算装置１に与えられ、
この演算装置７によってｋと−ｋが、演算出力され、そ
れぞれ各々ＯＣＴ装置１及び２に対応して設けられた空
間フィルタ装置８および９ｊｆＣ特性を規定するための
／臂うメータとして入力される。ここで、両フィルタに
与えるパラメータの符号を反転させたのは、一方が低域
通過特性のとき、他方は高域通過特性となるように互に
反対特性を与えるためである。
である。ここでは−例としてＮＭＲ−ＣＴ像とＸ線ＣＴ
像との複合画像診断を例にとシ説明している。図におい
て１は、ＮＭＲ−ＣＴ装置、２はＸ線ＣＴ装置であシ、
各々被写体の同一部位に対して、各々断層像を得る。こ
れら各々の装置によシ得られた断層像の画像データは各
々対応して設けられた３および４の画像メモリに格納さ
れる。５は両極間に±Ｖなる電圧が印加され、この電圧
を分圧して抽出するための空間フィルタリングの際の上
記各画像に対する空間周波数特性を指定するために用い
る。この可変抵抗器５の出力は前記パラメータにの指定
に用いるものでこの出力はい変換器６に与えられてここ
でデジタル量に変換された後、演算装置１に与えられ、
この演算装置７によってｋと−ｋが、演算出力され、そ
れぞれ各々ＯＣＴ装置１及び２に対応して設けられた空
間フィルタ装置８および９ｊｆＣ特性を規定するための
／臂うメータとして入力される。ここで、両フィルタに
与えるパラメータの符号を反転させたのは、一方が低域
通過特性のとき、他方は高域通過特性となるように互に
反対特性を与えるためである。
（フィルタの空間周波数特性と７４ラメータにの関係は
第２図の如くである。） 画像メそり３，４に格納された画像は同一画素位置毎に
同時に読み出されて各々対応の空間フィルタ装置８，９
に与えられ、この空間フィルタ装置８，９によって、フ
ィルタリングされた後、加算器１０で画像加算され、１
つの画像となシ、表示用画像メモリ１１に格納され、表
示装置１２に表示される。
第２図の如くである。） 画像メそり３，４に格納された画像は同一画素位置毎に
同時に読み出されて各々対応の空間フィルタ装置８，９
に与えられ、この空間フィルタ装置８，９によって、フ
ィルタリングされた後、加算器１０で画像加算され、１
つの画像となシ、表示用画像メモリ１１に格納され、表
示装置１２に表示される。
第５図は第４図における空間フィルタ装置部分につき詳
細に説明したもので、パラメータにで指定された第５式
の空間周波数特性（第３図）を実現する空間フィルタ装
置である。
細に説明したもので、パラメータにで指定された第５式
の空間周波数特性（第３図）を実現する空間フィルタ装
置である。
第５図において２１は、画像診断装置にょシ得られた原
画像を格納するだめの原画像格納用メモリであ）、フィ
ルタリング処理すべき原画像が格納されている。２２は
前記のフィルタリングに用いる３×３フイルタ回路であ
シ、フィルタリング処理結果は２３の画像メモリに格納
される。２４．２５は画像の定数倍装置であシそれぞれ
、画像メモリ２３内のフィルタ処理画像および原画像格
納用メモリ２１内の原画像をＡ倍、８倍し、さらに２６
の画像加算装置によって加算を行って、その結果を２７
の処理画像格納用メモリへ出力し、格納する。２４，２
５゜２６は、原画像とフィルタリング処理画像の線形結
合を行う部分であシ、そのときの重み係数Ａ、Ｂはノ々
ラメータｋから、演算装置２８にょシ なる演算によシ与えられる。
画像を格納するだめの原画像格納用メモリであ）、フィ
ルタリング処理すべき原画像が格納されている。２２は
前記のフィルタリングに用いる３×３フイルタ回路であ
シ、フィルタリング処理結果は２３の画像メモリに格納
される。２４．２５は画像の定数倍装置であシそれぞれ
、画像メモリ２３内のフィルタ処理画像および原画像格
納用メモリ２１内の原画像をＡ倍、８倍し、さらに２６
の画像加算装置によって加算を行って、その結果を２７
の処理画像格納用メモリへ出力し、格納する。２４，２
５゜２６は、原画像とフィルタリング処理画像の線形結
合を行う部分であシ、そのときの重み係数Ａ、Ｂはノ々
ラメータｋから、演算装置２８にょシ なる演算によシ与えられる。
＼
これによシ指定の重み係数ｋに対応した空間周波数帯域
の画像が得られることになる。
の画像が得られることになる。
第６図は第５図における３×３フイルタ回路２２０部分
の詳細をボすブロック図である。フィルタ係数が全て１
である３×３フイルタは、入力画像をＦ１４．出方画像
をＣＢとするとＧｉ、ｊ：Ｆｉ−１，ｊ＋１”ｉ、ｊ−
１＋Ｆ１．ｊ＋１＋Ｆｌ−１＊ｊ Ｌｊ ｉ
＋１．コ十Ｆｉ−１，ｊ＋１ １．Ｊ＋１ １＋１．ｊ
＋１で演算される。すなわちＸ座標、ｙ座標がそ杵ぞれ
１．ｊである画素’ ｌ ｔ ｊを演算するために１入
力画像Ｆが格納されている画像メモリ３１から画素Ｆ
ｈ 、 ＞およびその回シ８画素を読み出し、それらの
加算を行う。３×３フイルタ回路３２よ多出力される信
号Ｘ、Ｙ、 は画像メモリｉｎ １ｎ ３１から画素を読み出す際のＸ方向およびｙ方向のアド
レスを与えるためのものであシ、読み出された画素Ｆは
順次、フィルタ回路３２に入力される。３×３フイルタ
回路３２で演算された画素Ｇ は画像メモリ３３へ格
納される。そｉ、ｊ の際の格納すべきＸ座標、ｙ座標を与える信号がＸ。ｕ
ｔおよびＹ。ｕｔである。
の詳細をボすブロック図である。フィルタ係数が全て１
である３×３フイルタは、入力画像をＦ１４．出方画像
をＣＢとするとＧｉ、ｊ：Ｆｉ−１，ｊ＋１”ｉ、ｊ−
１＋Ｆ１．ｊ＋１＋Ｆｌ−１＊ｊ Ｌｊ ｉ
＋１．コ十Ｆｉ−１，ｊ＋１ １．Ｊ＋１ １＋１．ｊ
＋１で演算される。すなわちＸ座標、ｙ座標がそ杵ぞれ
１．ｊである画素’ ｌ ｔ ｊを演算するために１入
力画像Ｆが格納されている画像メモリ３１から画素Ｆ
ｈ 、 ＞およびその回シ８画素を読み出し、それらの
加算を行う。３×３フイルタ回路３２よ多出力される信
号Ｘ、Ｙ、 は画像メモリｉｎ １ｎ ３１から画素を読み出す際のＸ方向およびｙ方向のアド
レスを与えるためのものであシ、読み出された画素Ｆは
順次、フィルタ回路３２に入力される。３×３フイルタ
回路３２で演算された画素Ｇ は画像メモリ３３へ格
納される。そｉ、ｊ の際の格納すべきＸ座標、ｙ座標を与える信号がＸ。ｕ
ｔおよびＹ。ｕｔである。
第７図は第６図における３×３フイルタ回路３２の内部
回路を詳細に説明しておシ、第８図はその動作のタイミ
ングチャートを示している。
回路を詳細に説明しておシ、第８図はその動作のタイミ
ングチャートを示している。
第７図における信号ａ−ｔは第８図におけるａ〜ｔに対
応している。即ち信号ａは基本クロックであシこの基本
クロックａは２ビツト構成のカウンタ１１１に入力され
る。従ってカウンタ１１１によシ基本クロックａをカウ
ントさせることによシこのカウンタ１１１からはクロッ
ク周期ごとに＠ Ｑ ＃。
応している。即ち信号ａは基本クロックであシこの基本
クロックａは２ビツト構成のカウンタ１１１に入力され
る。従ってカウンタ１１１によシ基本クロックａをカウ
ントさせることによシこのカウンタ１１１からはクロッ
ク周期ごとに＠ Ｑ ＃。
″１＃、″″２″の２ビツトの値を繰シ返す出力信号す
が得られる。この信号すは２ピツト構成のカウンタ１１
２へ入力される。カウンタ１１２では信号すがカウント
されｂの周期ごとＫＯ、１。
が得られる。この信号すは２ピツト構成のカウンタ１１
２へ入力される。カウンタ１１２では信号すがカウント
されｂの周期ごとＫＯ、１。
２の２ビツトの値を繰シ返す出力信号Ｃが得られる。こ
の信号Ｃはカウンタ１１３へ入力される。カウンタ１１
３では信号Ｃがカウントされ、Ｃの周期ごとに０．１．
２・・・２５５０８ビツトの値を繰シ返す出力信号ｄが
得られる。そして、この信号ｄは８ピツト構成のタウン
タ１１４へ入力され、カウンタ１１４からは信号ｄの周
期ごとに０゜１．２・・・、２５５の８ビツトの値を繰
シ返す出力信号ｅが得られる。前記信号す、！：ｄは加
算器１３２で加算され信号ｆが得られる。また信号Ｃと
ｅは加算器３１で加算され信号ｇが得られる。信号ｆは
第６図におけるｘｉｎに、信号ｇは第６図における信号
Ｙ１ｎに相当する。すなわちＸｌｎ、Ｙ、ｎは演算しよ
うとする点の回４９３Ｘ３の領域を順次走査する。次に
Ｘ方向に１画素移動し、同じく３×３の領域を走査する
。このようにして１ラインを終了するとｙ方向に１画素
移動し、同様の走査を繰シ返す。Ｘ１ｎ、ｙｉｎは画素
メモリの読み出しのだめのＸ方向およびｙ方向のアドレ
ス信号として作用し、これにょシ読み出された画素は信
号Ｆとしてラッチ１４１〜１４９に並列に入力される。
の信号Ｃはカウンタ１１３へ入力される。カウンタ１１
３では信号Ｃがカウントされ、Ｃの周期ごとに０．１．
２・・・２５５０８ビツトの値を繰シ返す出力信号ｄが
得られる。そして、この信号ｄは８ピツト構成のタウン
タ１１４へ入力され、カウンタ１１４からは信号ｄの周
期ごとに０゜１．２・・・、２５５の８ビツトの値を繰
シ返す出力信号ｅが得られる。前記信号す、！：ｄは加
算器１３２で加算され信号ｆが得られる。また信号Ｃと
ｅは加算器３１で加算され信号ｇが得られる。信号ｆは
第６図におけるｘｉｎに、信号ｇは第６図における信号
Ｙ１ｎに相当する。すなわちＸｌｎ、Ｙ、ｎは演算しよ
うとする点の回４９３Ｘ３の領域を順次走査する。次に
Ｘ方向に１画素移動し、同じく３×３の領域を走査する
。このようにして１ラインを終了するとｙ方向に１画素
移動し、同様の走査を繰シ返す。Ｘ１ｎ、ｙｉｎは画素
メモリの読み出しのだめのＸ方向およびｙ方向のアドレ
ス信号として作用し、これにょシ読み出された画素は信
号Ｆとしてラッチ１４１〜１４９に並列に入力される。
ラッチに信号Ｆが保持されるタイミングはシフトレジス
タよシ出力される制御信号ｈ１〜ｈ９にょシ決定される
。シフトレジスタ２２の出力は基本クロックに同期した
形になっている。ラッチ１４１゜１４２ ・１４９には
それぞれＦ（０，０）。
タよシ出力される制御信号ｈ１〜ｈ９にょシ決定される
。シフトレジスタ２２の出力は基本クロックに同期した
形になっている。ラッチ１４１゜１４２ ・１４９には
それぞれＦ（０，０）。
Ｆ（１＃０）、Ｆ（２，０）、Ｆ（０，１）。
Ｆ（１，１）、Ｆ（２，１）、Ｆ（０，２）。
Ｆ（１，２）、Ｆ（２，２）が蓄えられ、とれらが出力
ｉＪ、１２・・・１９に現れる。信号五１した。その結
果はシフトレジスタ１２１の出力信号ｋによシ規定され
るタイミングでラッチ１３５に保持され、信号りが得ら
れる。ｔは３×３フィルタ回路の出力データＧであシ、
フィルタ処理結果格納用の画像メモリへ出力される。
ｉＪ、１２・・・１９に現れる。信号五１した。その結
果はシフトレジスタ１２１の出力信号ｋによシ規定され
るタイミングでラッチ１３５に保持され、信号りが得ら
れる。ｔは３×３フィルタ回路の出力データＧであシ、
フィルタ処理結果格納用の画像メモリへ出力される。
ここでＧを格納すべき画像メモリに対するＸ方向゛およ
びｙ方向のアドレスＸ 、Ｙ はラッｏｕｔ
ｏｕｔ チ１３３，１３４によシ制御信号ｈ５のタイミングでＸ
ｉ□’ Ｙｉｎをラッチすることによシ得られる。
びｙ方向のアドレスＸ 、Ｙ はラッｏｕｔ
ｏｕｔ チ１３３，１３４によシ制御信号ｈ５のタイミングでＸ
ｉ□’ Ｙｉｎをラッチすることによシ得られる。
このようにして画像の各画素位置にその画素を中心とす
る周囲の８個の画素を含めた９画素について加算した値
が得られ、この値のＶ９の値を画素データとすることに
よシ３×３フィルタリングが成されたデータとして得る
ことができる。
る周囲の８個の画素を含めた９画素について加算した値
が得られ、この値のＶ９の値を画素データとすることに
よシ３×３フィルタリングが成されたデータとして得る
ことができる。
第９図は第５図における原画像と第７図回路による３×
３フイルタリングが成された画像との線形結合を行うた
めの構成４，５．６部分の詳細を示したものである。第
９図において信号ａは基本クロックであシ、これがカウ
ンタ６１に入力され、０，１・・・２５５の８ピットの
繰シ返し信号すが得られる。ｂはカウンタ６２に入力さ
れｂの周期ごとに０，１・・・２５５の８ビットの値を
カウントする信号Ｃが得られる。信号ｄ、ｃはそれぞれ
、第５図における画像メモリ１．３．７をアクセスする
ためのＸ方向、ｙ方向のアドレス信号として用いられる
。これによシ入力画像の読み出しおよび処理結果の書き
込みは画像の左から右へと１ラインずつの走査により成
される。読み出された原画像データは第９図ｇとして入
力され、３×３フイルタリング画像データはｊとして入
力される。レジスタ６４．６３には第５図における演算
装置２８（第４図の７に対応）によって入力された重み
係数Ａ（＝ｋ）、Ｂ（＝１−ｋ）がそれぞれ保持され、
第９図における乗算器６５．６６によシ各々フィルタリ
ングされた画像データと可変抵抗器５により設定された
各々の画像に対する重み係数の積が演算され、その結果
が加算器６７により加算されることによシ、線結合演算
が実行される。その結果はＸおよびｙ方向のアドレス信
号ｄ、ｃによシ示される処理画像格納用メモリの番地へ
出力される。
３フイルタリングが成された画像との線形結合を行うた
めの構成４，５．６部分の詳細を示したものである。第
９図において信号ａは基本クロックであシ、これがカウ
ンタ６１に入力され、０，１・・・２５５の８ピットの
繰シ返し信号すが得られる。ｂはカウンタ６２に入力さ
れｂの周期ごとに０，１・・・２５５の８ビットの値を
カウントする信号Ｃが得られる。信号ｄ、ｃはそれぞれ
、第５図における画像メモリ１．３．７をアクセスする
ためのＸ方向、ｙ方向のアドレス信号として用いられる
。これによシ入力画像の読み出しおよび処理結果の書き
込みは画像の左から右へと１ラインずつの走査により成
される。読み出された原画像データは第９図ｇとして入
力され、３×３フイルタリング画像データはｊとして入
力される。レジスタ６４．６３には第５図における演算
装置２８（第４図の７に対応）によって入力された重み
係数Ａ（＝ｋ）、Ｂ（＝１−ｋ）がそれぞれ保持され、
第９図における乗算器６５．６６によシ各々フィルタリ
ングされた画像データと可変抵抗器５により設定された
各々の画像に対する重み係数の積が演算され、その結果
が加算器６７により加算されることによシ、線結合演算
が実行される。その結果はＸおよびｙ方向のアドレス信
号ｄ、ｃによシ示される処理画像格納用メモリの番地へ
出力される。
以上詳述したように本発明は相補的役割を持つ異った複
数の画像診断装置により、被写体の同一部位を撮影して
得られた各々の医用画像をそれぞれ格納する画像メモリ
と、各々の画像に対するフィルタリングの空間周波数特
性を設定する手段と、この設定値に応じた空間周波数特
性で各々の画像にフィルタリングを施こす手段と、この
フィルタリングされた各々の画像を加算する手段と、こ
の加算された画像を表示する手段とよ多構成し、異ガる
種類の装置より得た各々の医用画像に任意に設定して与
えた空間周波数特性で、フィルタリングを施こし、これ
を加算して合成し、複合画像として表示するようにした
ので、前記各々の画像がフラットな空間周波数特性を持
つ複合画像から各々の像が、異なる帯域の空間周波数特
性を持たせた像の複合画像まで、前記設定値を可変する
ことによシ任意に可変でき、これによっ−〔原画像の持
つ情報を有効に引き出すことができるようになシ、診断
は高精度で行い得るようＫなる他、複合画像はフィルタ
リング処理と加算だけで得られるので処理時間が短縮で
き、診断が迅速に行えるようになるなどの特徴を有する
画像表示処理装置を提供することができる。
数の画像診断装置により、被写体の同一部位を撮影して
得られた各々の医用画像をそれぞれ格納する画像メモリ
と、各々の画像に対するフィルタリングの空間周波数特
性を設定する手段と、この設定値に応じた空間周波数特
性で各々の画像にフィルタリングを施こす手段と、この
フィルタリングされた各々の画像を加算する手段と、こ
の加算された画像を表示する手段とよ多構成し、異ガる
種類の装置より得た各々の医用画像に任意に設定して与
えた空間周波数特性で、フィルタリングを施こし、これ
を加算して合成し、複合画像として表示するようにした
ので、前記各々の画像がフラットな空間周波数特性を持
つ複合画像から各々の像が、異なる帯域の空間周波数特
性を持たせた像の複合画像まで、前記設定値を可変する
ことによシ任意に可変でき、これによっ−〔原画像の持
つ情報を有効に引き出すことができるようになシ、診断
は高精度で行い得るようＫなる他、複合画像はフィルタ
リング処理と加算だけで得られるので処理時間が短縮で
き、診断が迅速に行えるようになるなどの特徴を有する
画像表示処理装置を提供することができる。
第１図は本発明の処理の一例を説明するための図、第２
図は方向ｏＫよる空間周波数特性の変化を示す図、第３
図は線形結合の係数を・臂うメータとする空間周波数と
空間周波数特性を示す図、第４図は本発明の一実施例を
示すブロック図、第５図はそのフィルタ装置部分及びそ
の近傍の構成を示すブロック図、第６図はフィルタ装置
と画像メモリ間の関係を説明するための図、第７図は３
×３フィルタ回路の構成を示すブロック図、第８図はそ
の動作を説明するためのタイムチャート、第９図は重み
づけを施こす部分と加算合成を行う部分のブロック図で
ある。 １・・・Ｘ線ＣＴ装置、２・・・Ｍ侃−ＣＴ装置、３，
４゜１１・・・画像メモリ、５・・・可変抵抗器、６・
・・φ変換器、７・・・演算装置、８，９・・・フィル
タ装置、１０・・・加算器、１２・・・表示装置。 出願人代理人 弁理士 鈴 江 武 彦に人 第３図 手続補正書 Ｄｉ！Ｉゎ５８ヤ２・？３．８ 特許庁長官 若 杉 和 夫 殿 １、事件の表示 特願昭５７−２３３５３７号 ２、発明の名称 画像表示処理装置 ３、補正をする者 事件との関係 特許出願人 （３０７） 東京芝浦〜、気株式会社４、代理人
図は方向ｏＫよる空間周波数特性の変化を示す図、第３
図は線形結合の係数を・臂うメータとする空間周波数と
空間周波数特性を示す図、第４図は本発明の一実施例を
示すブロック図、第５図はそのフィルタ装置部分及びそ
の近傍の構成を示すブロック図、第６図はフィルタ装置
と画像メモリ間の関係を説明するための図、第７図は３
×３フィルタ回路の構成を示すブロック図、第８図はそ
の動作を説明するためのタイムチャート、第９図は重み
づけを施こす部分と加算合成を行う部分のブロック図で
ある。 １・・・Ｘ線ＣＴ装置、２・・・Ｍ侃−ＣＴ装置、３，
４゜１１・・・画像メモリ、５・・・可変抵抗器、６・
・・φ変換器、７・・・演算装置、８，９・・・フィル
タ装置、１０・・・加算器、１２・・・表示装置。 出願人代理人 弁理士 鈴 江 武 彦に人 第３図 手続補正書 Ｄｉ！Ｉゎ５８ヤ２・？３．８ 特許庁長官 若 杉 和 夫 殿 １、事件の表示 特願昭５７−２３３５３７号 ２、発明の名称 画像表示処理装置 ３、補正をする者 事件との関係 特許出願人 （３０７） 東京芝浦〜、気株式会社４、代理人
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 相補的役割を持つ異った複数の画像診断装置によシ被写
体の同一部位を撮影して得られた各各の医用画像をそれ
ぞれ格納する画像メモリと、各々の画像に対するフィル
タリングの空間周波数特性を設定する手段と、この設定
値に応じた空間周波数特性で各々の画像にフィルタリン
グを施こす手段と、 このフィルタリングされた各々の画像を加算する手段と
、この加算された画像を表示する手段とを備えたことを
特徴とする画像表示処理装置０
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP23353782A JPS59123067A (ja) | 1982-12-28 | 1982-12-28 | 画像表示処理装置 |
| EP83113151A EP0112582B1 (en) | 1982-12-27 | 1983-12-27 | Superposed image display device |
| DE8383113151T DE3370280D1 (en) | 1982-12-27 | 1983-12-27 | Superposed image display device |
| US06/565,469 US4598368A (en) | 1982-12-27 | 1983-12-27 | Superposed image display device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP23353782A JPS59123067A (ja) | 1982-12-28 | 1982-12-28 | 画像表示処理装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59123067A true JPS59123067A (ja) | 1984-07-16 |
Family
ID=16956602
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP23353782A Pending JPS59123067A (ja) | 1982-12-27 | 1982-12-28 | 画像表示処理装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS59123067A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6344687A (ja) * | 1986-08-12 | 1988-02-25 | 株式会社日立製作所 | 画像表示装置 |
-
1982
- 1982-12-28 JP JP23353782A patent/JPS59123067A/ja active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6344687A (ja) * | 1986-08-12 | 1988-02-25 | 株式会社日立製作所 | 画像表示装置 |
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