专利名称：图象处理的方法和装置的利记博彩app
技术领域：
本发明是关于在多层析X射线图象的深度方向显示信息的图象处理的方法和装置。
在超声成象装置中，超声诊断装置发射超声波到目标体，从不同的声阻抗位置接收反射的超声波，处理超声波信号以产生层析X射线图象，显示供诊断目标体的图象。
MRI装置利用核磁共振现象测量目标体的趋向部分的核旋转密度分布，张弛时间分布等等，以从测量的数据产生目标体的层析X射线图象。
辐射CT装置使用放射性辐射通过目标体的整个表面，检测辐射，和构成检测的信号以产生一帧层析X射线图象。
上述的各种诊断成象装置有时被指定去显示三维图象，而显示三维图象的最简单方法被称之为IP(密度投影)处理。
例如，这些装置能够三维的观察血管，损伤和血管之间的空间关系，和在小步变化观察角产生的一系列投影图象的基楚上判别肿块的大小和性质。
上述的IP处理通过从目标的所有层析X射线图象的诸象素中提取最大值(或最小值或特定值)以产生投影的图象(IP图象)。
例如，在通过移动
图1所示超声探头而产生多帧图象的图象数据的超声诊断装置的情况下，诸象素的特定值从所有审视行中被提取，这样产生一帧投影的图象。
为提取特定的值，处理使用图2A所示的比较器沿着审视行顺序地在深度方向比较象素值。提取最大值为投影多普勒功率值的功率多普勒成象的处理呈现如图2B所示深度成象的多普勒功率值的关系。
有关最大值的IP处理被称为MIP(最大密度投影)处理，有关最小值的IP处理为MinIP(最小密度投影)处理，和有关特定值的IP处理称为特定值IP处理。
在超声成象装置的情况下，例如，最大值的MIP处理对于提取血管壁和HV组织例如在相对高的亮度下被显示的肿块是有效的，而最小值的MinIP处理在提取管状或中空组织例如血管和胆管是有效的。
基于投影处理提取部分例如血管的过程中，在低亮度下执行显示血管的MinIP处理。然而，如果沿着同一个审视行在另一幅图象中所存在的象素比血管暗，将被提取的是较暗的象素而不是血管。考虑到这一点，IP处理存在这样的问题清楚地显示血管是困难的。
另一个问题是，依照功率多普勒图象在提取血液较亮的部分时，特别是，当审视者企图观察在深度方向上血管延伸时，IP处理不能显示位于其前方的较亮显示的横跨血管。即，通过投影在深度方向的位置信息被压缩了和完全失去了，这是其不足之处。
图3A，3B和3C示出了该事情，其中厚影线部分表示显示中较亮的部分和薄影线部分表示显示中较暗的部分。用图3A和3B分别显示血管在前和在后的延伸，上述的MIP处理产生如图3C所示的投影的图象和未能提示交叉血管在深度方向的位置关系。
图4A，4B和4C示出了类似的情况，其中较厚的影线表示显示中较亮的部分和较薄的部分表示显示中的较暗的部分。图4A和4B分别示出了在前和在后的血管，上述的MIP处理产生了如图4C的投影的图象，和错误地显示了交叉的血管，仿佛位于后面的较亮的血管位于前方。
类似的问题也出现在CT成象和MR成象中。例如，交叉组织如支气管的CT成象和基于对比介质的交叉血管的CT成象和MRI成象均未能揭示在深度方向上的它们的位置关系。
依此，本发明的目标之一是提供能在短时间内产生能在深度方向上具有信息的层析X射线图象的图象处理的方法和仪器。
在第一个观点，本发明的图象处理方法包括从多个层析X射线图象中产生图象数据，完成投影处理，以在层析X射线图象内的对应位置提取图象数据特定值，与此同时，在图象数据值沿投影处理方向首先越过第一阀值和当该值到达第二个阀值时，结束投影处理。
该方法处理从超声层析X射线成象，MRI超声层析X射线成象和辐射CT成象产生的图象数据。图象数据的每一个象素的值是亮度电平或从图象分析产生的类似电平，在超声层析X射线摄影中它是回波辐度，流速，或多普勒功率值。
该图象处理方法基于对NMR接收信号或CT检测信号，或超声接收信号分析的再组成产生层析X射线图象的图象数据。为多帧图象的图象数据的每一个象素完成提取特定值的投影过程，并以此产生投影的图象。
在产生投影图象时，在图象数据值沿着要被提取的值的存在的方向首次越过阀值和当该值返回到阀值时结束投影过程，以能够检测位于投影处理开始侧(前或后)的附近的特定值(最大值或最小值)，并不执行剩余位置投影过程。
依此，在优先级的基础上检测更向前或更向后的象素，目标和包括它周围部分已经首先被检测的肯定能被检测。甚至在后面存在着具有最大值或最小值的其它目标，前面的目标在优先级的基础上被检测，这样不丢失在深度方向上的信息。
顺序地，在短时能够完成产生在深度方向上具有信息的层析X射线图象的图象处理方法。
在第二观点上，当第一阀值和第二阀值相同时，本发明的图象处理方法从第一观点的方法中推导出来。
在第三观点，本发明的图象处理装置包括图象数据产生装置，用于从多个层析X射线图象中产生图象数据；投影处理装置，用于完成在层析X射线图象的相应位置处从由图象数据产生装置产生的图象数据中提取特定值的投影处理，与此同时，在沿投影处理的方向图象数据的值首先越过第一阀值和当该值返回到第二阀值时结束投影处理。
该图象处理装置在短时间内并以第一观点的发明的相同方式产生在深度方向上具有信息的层析X射线图象。
在第四观点，本发明的图象处理装置，在特定值是最大值时，是从第三观点的装置中推导出来。
在第五个观点，本发明的图象处理装置，当特定值是最小值时，是从第三观点的装置中导出来的。
在第六观点，本发明的图象处理装置，在第一阀值与第二阀值相同时，是从第三观点的装置中推导出来的。
在第七观点，本发明的图象处理装置，在第一阀值是大于第二阀值时，是从第三观点的装置中推导出来的。
在第八观点，本发明的图象处理装置是从第三观点的装置中推导出来的，它通过在投影过程中使用要被比较的一对图象数据值作为地址的查询表来完成投影处理和以表的形式存储作为比较结果的输出值。
该图象处理装置通过在投影过程中以要比较的数值为地址和基于提供的以表的形式存储作为比较结果的输出值的查询表能轻快地完成投影过程。
在第九个观点，本发明的图象处理装置从第三观点的装置中推导出来，它通过使用在投影过程中要被比较的一对图象数据值做为地址的查询表完成投影过程和以表的形式存储作为比较结果的输出值，并用查询表存储在表区域内要被提取的值以便用于相应到达第二阀值时结束投影处理。
该图象处理装置通过使用在投影过程中要被比较的值寻址及使用以表的形式存储作为比较结果的输出值的查询表被指定完成投影处理，使得输出值确定了结束投影过程的范围的数据。顺序地，它能够轻快地完成投影过程而无需具有特定的处理结束判别装置。
依照基于参考表的处理，输出数据(提取的数据)被保持和投影处理实际上结束了，尽管投影过程继续进行到完成。通过指定偶数值和奇数值为通过连续投影过程采用新值的区域值和为投影过程的保持产生值的区域的值能完成表的参考过程(投影过程对于剩余部分退出)。
在第十观点，本发明的超声诊断装置包括接收从目标体来的超声波的接收装置和第三观点的图象处理装置，基于由接收装置提供的超声接收信号产生层析X射线图象。
该超声诊断装置在短的时间内以第一观点发明的相同方式能够产生在深度方向具有信息的层析X射线图象。
从下面结合附图的发明的优选实施例的描述，本发明的这些和其它特点和优点的描述将变得十分明显。
图1是解释通常超声成象处理的图；图2A和2B是解释通常超声成象的处理的图和图表；图3A，3B和3C是解释通常超声成象处理的投影的结果的图；图4A，4B和4C是用来解释通常超声成象处理的投影过程的另一个结果的图；图5的流程图示出了基于本发明第一实施例的图象处理方法的操作顺序；图6的框图示出了基于本发明的第一实施例的图象处理装置的原理部份；图7的图表用来解释基于本发明第一实施例的超声成象方法；图8A，8B和8C用来解释基于本发明第一实施例的超声图象方法的产生的图象；图9A，9B和9C用来解释基于本发明第一实施例的超声成象处理的另一个产生的图象；图10A和10B用来解释基于本发明的第一实施例的超声图象处理的产生的图象；图11的流程图示出了基于本发明第二实施例的图象处理方法的操作顺序；图12的图表用来解释基于本发明的第二实施例的超声成象处理；图13的方框图示出了基于本发明第三实施例的图象处理装置的原理部分；图14的框图示出了基于本发明第四实施例的图象处理装置的原理部分；图15的框图示出了基于本发明第五实施例的图象处理装置的原理部分；图16的框图示出了基于本发明第六实施例的图象处理装置的原理部分；图17的框图示出了基于本发明第七实施例的图象处理装置的原理部分；图18的框图示出了基于本发明第八实施例的超声成象处理的原理配置；图19解释基于本发明第八实施例的超声成象处理用的特定的查询表配置；和图20的图表用来解释使用查询表的超声成象处理。
超声层析X射线摄影的特定情况的本发明的实施例将参照附图加以详细解释。
(1)实施例1图5的流程图示出了基于本发明第一实施例的图象处理方法(超声图象处理方法)的操作顺序。图6的框图示出了基于本发明第一实施例的的图象处理方法的配置，也就是示出了基于本发明第一实施例的图象处理装置(超声成象装置)的配置。图7至图10解释该实施例的处理事务。
(1.1)图象处理装置(超声成象装置)的配置首先参照图6将解释作为本实施例的图象处理装置的超声成象装置的配置。图6所示的超声成象装置主要由超声探头10，发射/接收电路20，接收波束成型器30，多普勒功率处理器50，图象处理器60，数字扫描转换器70，和显示装置80组成。
该超声探头是转换电发射信号为被发送到目标体的超声波和接收从目标体反射的超声波为电信号的电声传感器。
发射/接收电路20放大要被馈送到超声探头10的发射信号和解调基于正交(quadrature)检测或类似检测的接收的回波信号。
接收波束成型器30完成接收信号的相位匹配求和以产生馈送到多普勒功率处理器50的系列信号。
多普勒功率处理器50完成系列信号的正交检测以提取移动目标信号，以此估算每一个象素的多普勒功率值。
图象处理器60完成多帧图象数据的投影处理，以此产生投影的图象，数字扫描转换器70提供产生投影的图象扫描频率并传送到显示图象的显示装置80。
图象处理器60由图6所示的投影处理器62和处理结束确定器63组成。
投影处理器62完成投影处理，以从多组图象数据提取特定的值。
多普勒功率处理器50由图6所示的为完成系列信号的正交检测以产生内相位分量(I分量)和正交分量(Q分量)的正交检测器51，从运动目标提出诸信号的MTI处理器52，和为I分量和Q分量完成多普勒计算(I2+Q2)以估算多普勒功率值P的功率计算器53组成。
(1.2)图象处理(超声成象处理)的顺序参照图5的流程图解释上述配置的超声成象装置的操作和超声成象处理的方法。图5所示的实施例是通过使用超声成象装置基于多普勒功率成象提取最大值的MIP处理的情况。
超声成象处理的顺序将落入下面两主要步骤1和21投影处理由发射/接收电路20放大的发射信号被馈送到超声探头10，它转换发射信号为超声波和发射它到目标体(未示出)。
超声波在目标体内被反射和杂乱反射。超声波的一部分返回到超声探头10，通过探头它被转换回电信号(接收的回波信号)和馈送给发射/接收电路20。
由发射/接收电路20放大的接收的回波信号再由接收波束成型器30进行相位匹配求和和馈送给多普勒功率处理器50。
在多普勒功率处理器50内，正交检测器50把输入信号分为I分量和Q分量，MTI处理器52只提取运动部分的诸信号，和功率计算器53估算每个象素的多普勒功率值。
依照多普勒功率值P的图象数据周期地与超声波的发射和接收同步地被产生。例如，图象处理器60接收和在投影处理器62的存储器内存储供以后投影处理用的多组图象数据。
投影处理器62以多普勒功率值P的形式完成存储的图象数据的投影处理。在该实施例中，它完成提取MIP处理最大值的投影处理，以提取大量多普勒功率值P部分。特别是，投影处理器62从图象数据中选取要被处理的象素(图5的步S1)和开始为选取的象素进行多普勒功率值的MIP处理(图5的步2)2判别结束过程在图象数据的多普勒功率值P在要被提取的值存在的方向上已经首次越过阀值和当该值返回到该阀值之后，投影过程被指定为结束。
最初，先取的象素被测试以看是否阀值标志已经被设置(图5步3)当选取的象素至少一次超过阀值时，是特定寄存器的一位的阀值标志被置为1。
如果即时的多普勒功率值P大于或等于阀值，标志被设置(图5的步S4和S5)，或者不改变阀值标志。
沿深度方向重复所有图象数据的选取象素的MIP处理(图5的步S8)。
甚至在阀值已经被设置的情况下，重复沿深度方向的所有图象数据的选取象素的MIP处理，只要即时的多普勒功率值大于或等于阀值(图5的步S6和S8)。
否则，在阀值已经被设置和即时多普勒功率值P少于阀值的情况下，退出选取象素的MIP处理(图5的步S7)。
沿深度方向的所有图象数据的选取象素的MIP处理继续进行，或在依照标志判别结束MIP处理的情况下，图象数据的其它象素被选取以重复MIP处理。以这样的方式，包括处理结束判别的MIP处理为图象数据的所有象素发生(图5的步S9)。
图7描述了前面的处理。即，当监视图象数据的多普勒功率值P时，完成投影处理，在多普勒功率值P已经首次越过阀值TH和当它大约再次越过阀值TH时，处理结束。
作为处理的结果，到结束投影处理检测的最大值被传送作为投影的值(投影的多普勒功率值P)。在示出的例子中，因为在较深位置剩留的诸凸起的投影处理的不连续性，最靠近处理开始位置左端的凸起的峰值被检测作为投影的多普勒功率值P。
因此，提供带有在处理开始侧基于优先级规则的深度方向信息的投影的多普勒功率值P和在短时间内完成处理是可能的。
上述的超声成象处理例如产生了如图8A-8C所示的投影处理。当为图8A所示的在前的血管和图8B所示的在后面的血管完成处理时，在这些血管的交叉处按优先级显示在前面的血管，而在后面的血管隐芷在前面血管的后面，这如图8C所示。
作为另外一例，上述超声图象处理产生了如图9A-9C所示的投影处理结果。当为图9A所示的小的暗的前面血管和图9B所示的大的和亮的后面血管完成处理时，在这些血管的交叉处，按优先级的基础显示前血管，如图9C所示，亮的后面血管隐芷在暗的前面血管的后面。
在投影处理器62结合查询表操作时，在表内投影处理的连续区域的输出值和结束投影处理的区域的输出值明显地作为偶数或奇数被存储，这就可能基于包括投影处理器62的输出值的最低序位的一位或多位的奇偶测试确定处理的结束，该方案使得容易地检测属于结束投影处理的范围的数据，迅捷地结束投影处理。
(1.3)阀值和显示图象的关系一般而言，由功率多普勒成象显示的血流的多普勒功率值P随着位置向外移动而减小。考虑到该点，血管以不同的样子被显示，这取决于为处理结束判别使用的阀值TH。结合图8A-8C至10A-10B解释该事情。
(1)图8A示出了前面血管，图8B示出了后面血管，和图8C示出了产生的投影图象。在这个例子中，阀值TH被设置，使得由功率多普勒成象显示的血流被适当地选取。依此，作为前面部分显示的区域的较外部分和隐芷在后面的部分相互吻合。
(2)图10A示出一例，这里选取的由功率多普勒成象显示的血流的阀值被设置得较小，在这种情况下，尽管这是较小的多普勒功率值，投影处理并不在那个位置之外的深处发生，产生了前面血管边界被突出的显示。
(3)图10B示出了另一个实例的情况，这里由功率多普勒成象显示的选取的血流的阀值TH被设置的较大。在这种情况下，小的多普勒功率值被忽略，使得仅仅具有大多普勒功率值的血流被突出地显示。
显示结果是变化的，这取决于上述情况(1)-(3)示例的阀值的选取，和因此阀值TH被预置以满足趋向的显示结果和它也能够被调整以修改显示结果。
(2)实施例2图11示出了基于功率多普勒成象提取最大值的MIP处理顺序，多普勒功率值P包括实际带有恒定幅度的噪音分量或目标体人为的较小移动。
图12如图7的同样方式解释实施情况，这里多普勒功率值P包括特定比例的噪音分量或目标体的小的人为运动。
当它基于如图7所示的阀值TH时，图12示出的数据量的处理很可能失效、特别是，当它遇到归属于噪音或人为移动的较小峰值时，投影处理可能错误地结束。
为了应付此事，图6示出的装置使用第一个阀值TH1和第二个阀值TH2来替代单个阀值TH进行操作。在提取最大值的MIP情况下，TH1被设置的大于TH2以提供迟滞功能，基于斯密特电路同样原理的处理稳定地发生。
1投影处理由发射/接收电路20放大的发射信号馈送给超声探头10，它转换发射信号为超声波和发射它进入目标体(未示出)。
该超声波在目标体内被反射或杂乱反射超声波的一部分返回到超声探头10，使用超声探头它被转换回电信号(接收回波信号)和馈送给发射/接收电路20。
由发射/接收电路20放大的接收的回波信号由接收波束成型器30进行相位匹配求合，和馈送到多普勒功率处理器50。
在多普勒功率处理器50中，正交检测器51把输入信号分为I分量和Q分量，MTI处理器52仅提取运动部分的信号，和功率计算器53估算每一个象素的多普勒功率值P。
与超声波接收和发射同步地周期地产生依照多普勒功率值P的图象数据。
例如，图象处理器60接收和在投影处理器62的存储器内存储为以后投影处理要被使用的多组图象数据。
投影处理器62完成以多普勒功率值P形式存储的图象数据的投影处理。在该实施例当中，它为MIP处理完成提取最大值的投影处理，以提取大量多普勒功率值P的诸部分。
特别是，投影处理器62从图象数据中选取要被处理的象素(图11的步S1)，和开始选取象素的多普勒功率值P的MIP处理图11的步S2)。
2判别结束处理在图象数据的多普勒功率值P沿着要被提取的值的存在方向已经首次越过第一阀值TH1和当该值回到第二阀值TH2时(TH1＞TH2)，指定投影处理结束。
最初，为选出的象素进行测试，看是否阀值标志已经被设置(图11的步3)，当选出的象素至少一次首次超过阀值TH1时，是特定寄存器的一位的阀值标志被设置为“1”。
如果即时的多普勒功率值P是大于或等于第一阀值TH1，标志被设置(图11的步S4和S5)，或否则保留阀值标志不变化。
重复沿深度方向的所有图象数据的选取象素的MIP处理(图11的步S8)。
甚至在阀值标志已经被设置的情况下，只要即时的多普勒功率值大于或等于第二阀值TH2，重复沿深度方向所有图象数据的选取的象素的MIP处理(图11的步S6和S8)。
否则，在阀值标志已经被设置和即时的多普勒功率值P小于第二阀值TH2的情况下，退出选取象素的MIP处理(图11的步7)。
沿深度方向的所有图象数据的选取的象素的MIP处理继续进行，或在依照标志判别结束MIP处理的情况下，图象数据的其它象素被选取以重复MIP处理。以这种方式，包括处理结束判别的MIP处理为图象数据的所有象素发生(图11的步S9)。
图12描述了前述的过程。即，当监视图象数据的多普勒功率值P时完成投影处理，在多普勒功率值P已经首次越过第一阀值TH1和该值大约越过第二阀值TH2时结束该过程。
作为处理的结果，直至结束投影处理检测的最大值作为投影的值被传送(投影的多普勒功率值P)。在所示的实例中，由于在较深位置的剩余凸起的投影的非连续性，只检测最靠近处理开始位置(左端)的凸起的峰值。
设置第一阀值TH1和第二阀值TH2以匹配噪音的幅值，以此处理结束判别不受噪音的干扰和处理能精确地发生。
结果是，提供带有基于处理开始侧优先级规则的在深度方向的信息的投影的多普勒功率值P和在短时间内结束处理是可能的。
(3)实施例3先前的第一和第二实施例考虑了被指定为执行超声层析X射线摄影的功率多普勒成象的MIP处理的图象处理的方法和装置。功率多普勒成象能用B模式成象代替，以执行基于在第一和第二实施例的MIP处理或MinIP处理的超声成象。
图13示出了基于被采用进行B模式成象的本发明第三实施例的图象处理装置的配置。图13示出的超声图象处理包括B模式处理器40，和执行包括由B模式处理器40产生的B模式图象的处理结束判别的投影处理(MP或MinIP)。
该超声成象装置以先前第一和第二实施例相同的方式依照预定的阀值执行MIP处理或MinIP处理，使提供带有基于B模式图象的处理开始侧的优先级规则的在深度方向信息的投影亮度值或回波密度和在短时间内结束处理成为可能。
设置第一阀值TH1和第二阀值TH2以匹配噪音的幅度，以此处理结束判别不受噪音干扰和处理能精确地发生。
(4)实施例4先前第一和第二实施例考虑了被指定为执行功率多普勒成象的MIP处理的图象处理方法和装置，先前的第三实施例是指定执行B模式图象的MIP处理或MinIP处理的图象处理装置。
功率多普勒成象或B模式成象能用彩色流图(CFM)代换，以执行基于在第一至第三实施例的超声成象。
图14示出了基于本发明第四实施例的图象处理装置的配置。
图14示出的超声成象装置包括B模式处理器40和多普勒移位处理器501，和执行包括反射由多普勒移位处理器501产生流速的多普勒移动图象的图象处理结束判别的投影(MIP或MinIP)处理，数字扫描转换器70组合静止目标的B模式图象和多普勒移动图象，和显示装置80显示产生的图象。
该超声成象装置以先前第一至第三实施例相同的方式按照预先设定的阀值执行MIP处理或MinIP处理，使得提供基于多普勒移动图象的处理开始侧的优先级规则的带有深度方向信息的投影的速度值和在短时间内完成处理成为可能。
第一阀值TH1和第二阀值TH2被设置以匹配噪音辐度，以此处理结束判别不受噪音的干忧和处理能精确地发生。
该装置通过叠加显示静止目标的B模式图象，以允许观察运动目标的周围情况。
(5)实施例5第一和第二实施例考虑指定执行多普勒功率成象的MIP处理的图象处理方法和装置，和先前第三实施例是指定执行B模式图象的MIP处理或MinTP处理的图象处理装置。
不是仅显示功率多普勒图象或仅显示B模式图象，通过叠加瞬时显示这两图象是可能的。
图15示出了基于本发明的第五实施例的图象处理装置。
图15示出的超声成象装置包括B模式处理器40和多普勒移位处理器50，和执行包括由多普勒功率处理器50产生的多普勒功率成象的处理结束判别的投影(MIP或MinIP)处理。数字扫描转换器70合成静止目标的B模式图象和多普勒功率图象，和显示装置80显示产生的图象。
该超声成象装置以先前第一和第二实施例相同的方式按照预定的阀值执行MIP处理，使得提供基于在多普勒移动图象的处理的开始侧的优先级规则的带有深度方向信息的投影的多普勒功率值P，和在短时间内完成该处理成为可能。
设置第一阀值TH1和第二阀值TH2以匹配噪音的幅度，以此处理结束判别不受噪音的干忧和处理能够精确地发生。
该仪器通过叠加显示静止目标的B模式图象，允许观察运动目标的周围情况。
(6)实施例6虽然先前的第一至第五的实施例考虑到相关于超声层析X射线摄影的图象处理的方法和装置，本发明的图象处理也能够应用到MRI层析X射线摄影。
图16示出了基于本发明第六实施例的作为图象处理装置的MRI装置的配置。
在图16的示出的MRI装置中，CPU110控制整个MRI装置的操作和控制着信号的传送/接收和图象的再组成。发送电路120产生用于MRI的高频脉冲，功率放大器130对此进行放大并馈送到传送线圈140。
在信号接收时，接收线圈141检测由接收放大器150放大并此后由接收电路151处理的信号。CPU110完成接收信号的图象再合成处理，以产生多个层析X射线图象的图象数据。图象处理器160完成产生图象数据的MIP处理，显示装置180显示产生的图象。图象处理器160由投影处理器162和处理结束确定器163组成，这如图16所示。
该MRI装置以先前第一实施例相同的方式按照预设的阀值执行MIP处理，使提供基于MRI层析X射线图象的处理开始侧的优先级规则的深度方向信息和在短时间内完成处理成为可能。
特别是，该实施例利用了MRI装置的层析X射线摄影的特点，其中亮度在血管的中心是高的和它随着位置向外移动而降低，使得审视者识别交叉血管的空间(前/后)关系。
第一阀值TH1和第二阀值TH2被设置以匹配噪音的幅度，以此处理结束判别不受噪音的干忧和处理能精确地发生。
图象处理器160的功能能在软件的基础上由CPU110完成。
(7)实施例7虽然先前的实施例考虑了相关于超声层析X射线摄影和MRI层析X射线摄影的图象处理的方法和装置，发明的成象处理也应用到CT层析X射线摄影。
图17示出了基于本发明的第七实施例的作为图象处理装置的X射线CT装置的配置。
在图17示出的X射线装置内，台架201是X射线CT装置的机械部分，其中X射线管202和传感器203电气地和机械地以各种方式扫描目标205。
目标体205放在其上的台204被移入台架201、台架201和台204有它们的倾斜角，并且在台/台架控制器206的控制下移动距离。X射线管202受控旋转和在X射线管驱动控制器207的控制下发射X射线，传感器203在传感器驱动器208的控制下和X射线管202一块绕着目标主体205旋转。
传感器203检测源于X射线管202并通过目标主体的205的X射线，数据收集器(DAS)209对X射线数据进行采样。收集的数据被送到重新编辑输入数据为图象的图象再编辑器210、产生的图象显示在显示装置上，图象数据存储在数据存储器212内。
图象数据在系统控制器215的控制下从数据存储器212中读出和依照预定的阀值由图象处理器260对提交的图象数据进行MIP处理，产生的投影图象在显示装置270上被显示。图象处理器260由图17所示的投影处理器262和处理结束确定器263组成。
由数据收集和图象再编辑产生的多层析X射线图象的图象数据被从数据存储器212中读出，以先前第一实施例的同样方式完成依照预定阀值的数据的MIP处理。完成MIP处理使得提供基于由X射线CP装置产生层析X射线图象的处理的开始侧按优先级规则的深度方向信息和在短时间内完成处理成为可能。
因此，利用组织例如胆管在它们的外部比在中心显示得较暗的X射线CT成象的特点，它使得审视者能够识别交叉组织的空间关系。
进而，利用对比介质附助的层析X射线摄影的特点，其中血管中亮度是高的和随着位置向外移动亮度降低，它使得审视者识别交叉血组管的空间(前/后)关系。
第一阀值TH1和第二阀值TH2被设置以匹配噪音的幅度和处理能精确地发生，这如第二实施例的情况。
(8)实施例8图18示出了前述实施例的图象处理器60，160和260的特殊的硬件配置。
下述解释通过连续地投影过程至完成而不需处理结束判别的干预和在处理过程中保持(处理)结束值而意在加速处理的表查询处理的实施例。
该实施例是通过使用以要被比较的图象数据值给出的地址值的表装置(存储器26形成查询表)以较少的步数迅捷地完成投影处理和存储输出值作为图象数据比较结果的情况。图象处理器进一步包括在投影处理例如MIP处理或MinIP处理时用于存取存储器602的MPU601。
在超声成象的情况下，例如，新多普勒功率值P的输入信号和即时先前多普勒功率值P的另一个输入信号(旧)被给出做为表的地址。
下面解释表，它存储在图象数据值已经首次沿着要被提取的值的存在方向通过阀值(对MIP过程是上升方向或对MinIP处理是下降方向)和当该值返回到阀值(对MIP处理是下降方向，或对MinIP处理是上升方向)时投影处理结束的数据。阀值包括第一阀值(TH1)和第二阀值(TH2)。
该实施例被指定以分配偶数到投影处理进行采用新值的区域值和分配奇数到投影处理产生的值被保持的区域的值(投影处理以后不连续)。不是指定偶数值到处理连续的值和奇数值到确定的值，可以交换偶数和奇数的指定。仅仅指定偶数或奇数到值产生了1的错误，但该错误在亮度具有64或256个明暗等级时是可以忽略的。
查询表具有的内容(输出值)如下(1)对于旧的偶数①旧值小于TH1新值较大和旧值带有它的LSB无效，使得它是偶数。
②旧值大于或等于TH1a)新值大于TH2
该新值较大和旧值带有它的LSB无效，使得它是偶数。
b)新值小于TH2旧值加1，使得它为奇数。(2)对于旧的奇数旧值不考虑TH1和TH2，旧值的输出值表示处理结束。
图19示出了依照上述标准形成的16×16矩阵的查询表的特定实例，多普勒功率值P从0至15，和TH1和TH2分别被设置为8和6。
基于上述查询表的投影处理产生偶数输出值为上述项(1)①和下一项(1)②a和随后项(1)②b的情况，它保持奇数输出值为项(2)的情况，以此完成前目标投影处理结果的优先级规则。设定输出值使投影处理结束。
基于查询表的处理结合图19和图20更详细地加以解释。
在该例中，引进的新值顺序地采用04，06，08，10，08，06，04，10，12，05，07，12，13，15和07，旧值具有初始值00，阀值TH1和TH2分别设置为8和6。
步S1在图19的项(1)①(图20的S1范围内)范围内产生数据新值＝04和旧值＝00给出输出04。
新值＝06和旧值＝04给出输出06。
新值＝08和旧值＝06给出输出08。
步S2在图19项(1)②a的范围内(图20的S2范围)产生数据新值＝10和旧值＝08给出输出10。
新值＝08和旧值＝10给出输出10。
步S2在图19的项(1)②b范围内(图20的范围S3)保持数据。
新值＝06和旧值＝10给出输出10。
新值＝04和旧值＝10给出输出11。
步S4在图19的项(2)范围(图20的S4范围)内确定数据。
新值＝10和旧值＝11给出输出11。
新值＝12和旧值＝11给出输出11。
新值＝05和旧值＝11给出输出11。
新值＝07和旧值＝11给出输出11。
新值＝12和旧值＝11给出输出11。
新值＝13和旧值＝11给出输出11。
新值＝15和旧值＝11给出输出11。
新值＝07和旧值＝11给出输出11。
输出11在步2的范围内为最大值所保持，和处理进入了输出值不变的状态，尽管处理在继续。
作为这样处理的结果，这就有可能为投影处理提供带有基于特定的规则的深度方向信息的投影结果，取消了特定硬件和软件资源判别过程结束的需要。基于简单的表查询处理(表计算)，处理能在较少的步数内发生(通常方案的同样步数)。
依照该表查询处理，要被输出(提取)的数据被保持，尽管投影过程继续到结束，和它实际上结束了投影处理。
通过用RAM，闪烁存储器，或类似的存储器形成查询表，这就有可能在装置开始时在任意的定时内任意地修改表的内容。
虽然前述的实施例是提取最大值的MIP处理的实例，它们也可以应用到提取最小值的MinIP处理，基于颠倒值的MIP处理可以完成提取最小值。
当本发明已为特定的实施例描述时，该发明并不局限这些实施例，在所附权利要求中所规定的发明的范围内可做各种变化和修改。
权利要求
1.图象处理方法包括诸步骤从多个层析X射线图象中产生图象数据；在所说层析X射线图象的对应位置完成提取所说图象数据特定值的投影处理，与此同时，在沿着所说投影处理的方向上的所说图象数据值已经越过第一阀值和当所说该值到达第二阀值时结束所说的投影处理。
2.权利要求1的图象处理方法，所说的第一和第二阀值是相同的。
3.图象处理装置包括图象数据产生装置，用于从多个层析X射线图象中产生图象数据；和投影处理装置，用于完成在所说层析X射线图象的相应位置从由所说图象数据产生装置产生的所说图象数据中提取特定值的投影处理，并且在沿着所说设影处理的方向上所说图象数据值已经越过第一阀值之后和当所说该值到达第二阀值时结束所说的投影处理。
4.权利要求3的图象处理装置，特定值是最大值。
5.权利要求3的图象处理装置，特定值是最小值。
6.权利要求3的图象处理装置，所说的第一和第二阀值是相同的。
7.权利要求3的图象处理装置，所说的第一阀值大于所说的第二阀值。
8.权利要求3的图象处理装置，它使用在所说投影过程中依照一对要比较的图象数据值作为其地址的查询表完成所说的投影处理和存储输出值作为表形式的比较结果。
9.权利要求3的图象处理装置，它通过使用所说投影过程中依照一对要比较的图象数据值作为其地址的查询表完成所说的投影处理和存储输出值作为表形式的比较结果，并用所说查询表存储在表区域内要被提取的值以便用于相应到达所说第二阀值时结束所说的投影处理。
10.包括从目标体接收超声波的接收装置和权利要求3的所说图象处理装置组成的超声诊断装置，所说的层析X射线图象是基于由所说接收装置提供的超声接收信号产生的。
全文摘要
本发明在短时间内产生在深度方向上具有信息的层析X射线图象、图象数据是从多个层析X射线图象中产生的,并在层析X射线图象的相应位置完成提取图象数据的特定值的投影处理,并且在沿着投影处理方向的图象数据值已经通过第一阀值之后和当该值到达第二阀值时结束投影处理。
文档编号G06T1/00GK1184624SQ9712256
公开日1998年6月17日 申请日期1997年10月7日 优先权日1996年10月7日
发明者桥本浩, 雨宫慎一, 加藤生 申请人:通用电器横河医疗系统株式会社