JP2509181B2 - X-ray image processing device - Google Patents
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Description
【発明の詳細な説明】 〔発明の目的〕 （産業上の利用分野） 本発明は、被写体を透過したＸ線量に基づき構成され
たＸ線画像を処理する装置に係り、さらに詳しくはＸ線
画像に含まれる散乱Ｘ線を除去処理するＸ線診断装置に
関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION (Industrial field of use) The present invention relates to an apparatus for processing an X-ray image constructed on the basis of an X-ray dose transmitted through a subject, and more specifically to an X-ray image. The present invention relates to an X-ray diagnostic apparatus that removes scattered X-rays contained in.
（従来の技術） 一般に、Ｘ線診断装置におけるＸ線検出器には、画像
情報として有効な直接Ｘ線と被写体等で散乱した散乱Ｘ
線とが入射する。この散乱Ｘ線は、画像のコントラス
ト、鮮鋭度を劣化させる主たる要因となっている。この
ため、散乱Ｘ線を除去することが、画質の向上を図る上
で極めて重要になっている。(Prior Art) Generally, an X-ray detector in an X-ray diagnostic apparatus uses a direct X-ray effective as image information and a scattered X-ray scattered by a subject or the like.
A line and is incident. The scattered X-rays are the main cause of deterioration of image contrast and sharpness. Therefore, it is extremely important to remove scattered X-rays in order to improve the image quality.
従来より、散乱Ｘ線を除去したＸ線画像を得る手法と
して下記の２つのものがあった。Conventionally, there have been the following two methods for obtaining an X-ray image from which scattered X-rays have been removed.
第１の手法では、画像データ収集のための本曝射の前
又は後に、鉛小片を通してＸ線を曝射して被写体の撮影
を行う。そして、鉛の影のＸ線量を局所的な散乱線量と
して実測する。その後、空間的にその局所値を数点求
め、これより補間法によって全空間の散乱線分布を推定
する。そして、前記本曝射で得られたＸ線画像より散乱
線分布を減算することにより、散乱Ｘ線の除去されたＸ
線画像を得るものである。In the first method, before or after the main exposure for collecting image data, an X-ray is emitted through a lead small piece to photograph a subject. Then, the X-ray dose of the shadow of lead is actually measured as a local scattered dose. After that, several local values are spatially obtained, and the scattered ray distribution in the whole space is estimated by the interpolation method. Then, by subtracting the scattered radiation distribution from the X-ray image obtained by the main exposure, the X-rays from which the scattered X-rays have been removed are removed.
This is to obtain a line image.
上述の第１の手法では、補間処理によって散乱線分布
を求めているため正確度に欠け、かつ、本曝射の他に散
乱線分布を求めるためのＸ線曝射が不可欠であるため被
写体への被曝線量が増大する欠点があった。さらには、
鉛小片を曝射領域に入出するための機構を要し、装置の
小型化を図る点で障害ともなる。In the above-mentioned first method, since the scattered radiation distribution is obtained by interpolation processing, the accuracy is low, and X-ray irradiation for obtaining the scattered radiation distribution is indispensable in addition to the main exposure, so that the subject is exposed. However, there was a drawback that the exposure dose was increased. Furthermore,
A mechanism is required for putting the lead pieces in and out of the exposure area, which is an obstacle in reducing the size of the apparatus.
第２の手法として、フィルタリングにより散乱Ｘ線を
除去する手法が提案されているが、曝射領域の周辺部で
の精度が充分でないため実用化に供することが困難であ
った。As a second method, a method of removing scattered X-rays by filtering has been proposed, but it was difficult to put it to practical use because the accuracy in the peripheral portion of the exposure area was not sufficient.
（発明が解決しようとする問題点） 上記した如く鉛小片を通して撮影したデータより散乱
Ｘ線分布を求め、これをＸ線画像より減算する手法にあ
っては、散乱Ｘ線の確実な除去、被写体への被曝線量の
低減及び装置の小型化を図る上で障害が多く、また、フ
ィルタリングにより散乱Ｘ線を除去する手法にあっても
精度上の問題で実用化が図れなかった。(Problems to be Solved by the Invention) As described above, in the method of obtaining the scattered X-ray distribution from the data photographed through the small lead pieces and subtracting the distribution from the X-ray image, reliable removal of scattered X-rays, subject There are many obstacles in reducing the exposure dose to the device and downsizing the device, and even the method of removing scattered X-rays by filtering cannot be put to practical use because of problems in accuracy.
そこで本発明は以上の欠点を除去するもので、散乱線
を確実に除去でき、しかも被曝線量の低減と装置の小型
化とに支障のない実用性の高いＸ線診断装置の提供を目
的とする。Therefore, the present invention eliminates the above drawbacks, and an object of the present invention is to provide an X-ray diagnostic apparatus with high practicability that can reliably remove scattered radiation and that does not hinder reduction of exposure dose and downsizing of the apparatus. .
（問題点を解決するための手段） 本願発明は上記問題を解決するために、被写体を透過
したＸ線に基づいて構成されたＸ線原画像を記憶する画
像記憶手段と、被写体への入射Ｘ線に対する検出器面上
での散乱Ｘ線分布を示す応答関数を記憶する応答関数記
憶手段と、前記Ｘ線原画像撮影時の撮影条件に基づいて
前記応答係数を補正し、フィルタ係数として出力する補
正手段と、前記フィルタ係数と前記Ｘ線原画像とをコン
ボリューションすることにより散乱Ｘ線画像を求めるコ
ンボリューション演算手段と、前記Ｘ線原画像から前記
散乱Ｘ線画像を減じて直接Ｘ線画像を求める減算手段と
を有することを特徴とするＸ線診断装置を提供する。(Means for Solving Problems) In order to solve the above-described problems, the present invention has an image storage unit for storing an X-ray original image formed based on X-rays transmitted through a subject, and an X-ray incident on the subject. Response function storing means for storing a response function indicating the scattered X-ray distribution on the detector surface for the X-ray, and the response coefficient is corrected on the basis of the photographing condition at the time of photographing the X-ray original image, and output as a filter coefficient. Correction means, convolution operation means for obtaining a scattered X-ray image by convoluting the filter coefficient and the X-ray original image, and a direct X-ray image by subtracting the scattered X-ray image from the X-ray original image. There is provided an X-ray diagnostic apparatus characterized by having subtraction means for obtaining
（作用） 本願発明において、応答関数記憶手段は基本となる散
乱Ｘ線分布のパターンを記憶する。補正手段は、各撮影
条件に基づき前記応答関数記憶手段が出力する応答関数
を補正し、フィルタ係数として出力する。演算手段は、
Ｘ線原画像とフィルタ係数をコンボリューションするこ
とにより散乱Ｘ線像を求める。減算手段は、Ｘ線原画像
から散乱Ｘ線像を減じることにより直接Ｘ線像を求め
る。(Operation) In the present invention, the response function storage means stores a basic scattered X-ray distribution pattern. The correction unit corrects the response function output by the response function storage unit based on each photographing condition, and outputs it as a filter coefficient. The calculation means is
A scattered X-ray image is obtained by convolving the original X-ray image and the filter coefficient. The subtraction unit directly obtains the X-ray image by subtracting the scattered X-ray image from the X-ray original image.
（実施例） 本発明は、下記の，に示す散乱Ｘ線の実験的性質
を利用している。(Example) The present invention utilizes the experimental properties of scattered X-rays shown below.
散乱Ｘ線は被写体入射Ｘ線の応答関数PSF（x,y）と
して表わすことができる。この応答関数PSF（x,y）は、
（ｉ）撮影管電圧、（ii）被写体−検出器間距離、（ii
i）グリッドが与えられれば、被写体厚によらずに検出
器面上でほぼ同じ広がりを有する。そして、この広がり
はディジタル画像の場合１ピクセルのサイズに比べて非
常に大きく、多数点でサンプリングを行える点で便宜と
なる。尚、以下の実施例では、被写体の差による散乱Ｘ
線分布の変化を考慮しない。The scattered X-rays can be expressed as a response function PSF (x, y) of the X-rays incident on the subject. This response function PSF (x, y) is
(I) imaging tube voltage, (ii) subject-detector distance, (ii
i) Given a grid, it has approximately the same spread on the detector plane regardless of the subject thickness. In addition, this spread is very large compared to the size of one pixel in the case of a digital image, which is convenient in that sampling can be performed at a large number of points. In the following examples, the scattering X due to the difference in subject
Do not consider changes in line distribution.
上記の応答関数PSF（x,y）の積分値即ち散乱Ｘ線量
Ｓは、直接透過Ｘ線量（未知量）Ｐにより次の実験式で
与えられる。The integrated value of the response function PSF (x, y), that is, the scattered X-ray dose S is given by the following empirical formula by the direct transmission X-ray dose (unknown amount) P.
Ｓ＝Ａ・Pn＋Ｂ・Ｐ …（１） ここで、上記（１）式のパラメータA,Bはで述べた
条件の他に下記の条件（iv）〜（vii）によって定めら
れる値である。S = A · P n + B · P (1) Here, the parameters A and B of the equation (1) are values determined by the following conditions (iv) to (vii) in addition to the conditions described in (1). .
（iv）撮影管電流 （ｖ）信号変換系のゲイン（デジタルフルオログラフィ
ー（DF）システムの場合には光学絞りの開口率も含む） （vi）FDD（焦点−検出器間距離） （vii）照射野領域 また、指数ｎはほぼ１に近い値で、医用Ｘ線装置の対
象となる人体や照射管電圧値の範囲内ではｎ≒0.95で与
えられる。(Iv) Imaging tube current (v) Gain of signal conversion system (including aperture ratio of optical diaphragm in case of digital fluorography (DF) system) (vi) FDD (focus-detector distance) (vii) Irradiation Field region In addition, the index n has a value close to 1, and is given by n≈0.95 within the range of the human body and the irradiation tube voltage value targeted by the medical X-ray apparatus.
参考として、DFシステムにおける一撮影条件及びこの
条件下での散乱線実験式を下記に示す。For reference, one shooting condition in the DF system and an empirical formula for scattered radiation under this condition are shown below.
＜撮影条件＞ 管電圧 116kVp 管電流 60mA 照射時間 33mS（連続Ｘ線） 絞り開口率 0.024 焦点−検出器間距離（FDD） 100cm 被写体−検出器間距離（PDD） 10cm ファントム 水 グリッド 40lp/cm, 高さ：ピッチ＝10:1 スペーサ材wood,2mm厚，平行グリッド 照射野 23cm×23cm（９インチI.I） ＜散乱線実験式＞ 上記の条件，に基づき、散乱Ｘ線の重畳した画像
より散乱Ｘ線を除去し、直接Ｘ線成分のみ抽出する手法
を説明する。<Shooting conditions> Tube voltage 116kVp Tube current 60mA Irradiation time 33mS (continuous X-ray) Aperture aperture ratio 0.024 Focus-detector distance (FDD) 100cm Subject-detector distance (PDD) 10cm Phantom water grid 40lp / cm, high S: Pitch = 10: 1 Spacer wood, 2mm thick, parallel grid Irradiation field 23cm x 23cm (9 inches II) <Experimental formula of scattered radiation> Based on the above conditions, a method of removing scattered X-rays from the image on which the scattered X-rays are superimposed and extracting only the X-ray component directly will be described.
上記条件，より散乱Ｘ線分布Ｓ（x,y）を直接Ｘ
線分布Ｐ（x,y）で表わすと、 となる。ここで、Ｄは照射野を表わし、 は積分値が１に正規化された散乱Ｘ線の入射Ｘ線に対す
る応答関数であり、 で与えられる。From the above conditions, the scattered X-ray distribution S (x, y) can be directly measured by X
When expressed by the line distribution P (x, y), Becomes Where D represents the irradiation field, Is the response function of the scattered X-rays whose integrated value is normalized to 1 to the incident X-rays, Given in.
ところで、Pn（x,y）はｎが１に近いことから線形近
似が可能である。近似の手法は、のまわりでテーラー
展開する方法や、次式（４）で近似する方法がある。By the way, P n (x, y) can be linearly approximated because n is close to 1. As an approximation method, there are a method of Taylor expansion around and a method of approximation by the following equation (4).
Pn（x,y）Ｋ・Ｐ（x,y） …（４） ここで、係数Ｋは全照射野領域の濃度の最大値Tmaxか
ら、 Ｋ＝Tmax n/Tmax …（５） で指定することができる。より高い精度を得るために
は、直接Ｘ線による全照射野領域の濃度の最大値Pmaxか
ら、 Ｋ＝Pmax n/Pmax としてもよい。ここでPmaxは未知であるので、上述の式
（１）を利用し、 Tmax＝Smax＋Pmax ＝Ａ・Pmax＋（Ｂ＋１）Pmax よりPmaxを求め、Ｋを決定すればよい。P n (x, y) K · P (x, y) (4) Here, the coefficient K is K = T max n / T max (5) from the maximum value T max of the concentration in the entire irradiation field region. Can be specified with. In order to obtain higher accuracy, K = P max n / P max may be set from the maximum value P max of the concentration in the entire irradiation field region by direct X-ray. Here, since P max is unknown, using the equation (1) above, T max = S max + P max = A · P max + (B + 1) P max seek P max from, may be determined K .
以下、式（４）で与えられる近似式を用いて説明する
と、先ず式（２）を式（４）で近似すれば、 ここで、撮影で得られた画像Ｔ（x,y）は、散乱Ｘ線
分布Ｓ（x,y）と直接Ｘ線分布Ｐ（x,y）との和で与えら
れるため、 となる。上記式（７）を簡略化して下記の式（８）とし
て表わす。Hereinafter, description will be made using the approximation formula given by formula (4). First, if formula (2) is approximated by formula (4), Here, since the image T (x, y) obtained by photographing is given by the sum of the scattered X-ray distribution S (x, y) and the direct X-ray distribution P (x, y), Becomes The above equation (7) is simplified and expressed as the following equation (8).
尚、Ｃ＝AK＋Ｂであり、＊はコンボリューションを意
味する。 Note that C = AK + B, and * means convolution.
上記式（８）より直接Ｘ線分布Ｐを求める。 The X-ray distribution P is directly obtained from the above equation (8).
先ず、式（８）の両辺をフーリエ変換すると、 となる。尚、 はそれぞれ のフーリエ変換を表わし、ｗは２次元ベクトルである。First, when Fourier transform is performed on both sides of Expression (8), Becomes still, Are each Represents the Fourier transform of, and w is a two-dimensional vector.
上記式（９）の両辺に、 を乗ずると、 を得る。On both sides of the above equation (9), Multiply by Get.
上記式（10）は、即ちフーリエ面上（周波数空間上）
で なる値を乗算することは、実空間上でＦ（ｗ）の逆変換
Ｆ（x,y）のフィルタをかけることに相当する。従っ
て、式（10）は、 の操作を表わすことになる。この式（12）の右辺は、式
（８）より明らかなように散乱線成分を与えるものであ
る。従って、式（８）に式（12）を代入してＰを求める
と、 Ｐ＝Ｔ−Ｔ＊Ｆ …（13） と表わされ、即ち、原画ＴよりＴ＊Ｆなる画像（散乱線
画像）を減ずることにより、直接Ｘ線画を構成すること
ができる。The above equation (10) is on the Fourier plane (in frequency space)
so Multiplying by a value corresponds to filtering the inverse transform F (x, y) of F (w) in the real space. Therefore, equation (10) becomes Represents the operation of. The right side of the equation (12) gives a scattered ray component as is apparent from the equation (8). Therefore, when P is calculated by substituting the formula (12) into the formula (8), it is expressed as P = T-T * F (13), that is, the image T * F from the original image T (scattered ray image). ), It is possible to directly construct an X-ray image.
尚、フィルタＦに必要な は予め測定されたものであり、散乱線実験的性質によ
り被写体の厚みによらないため、定常フィルタとして取
り扱うことができる。さらに、C1は撮影条件が定まれば
計算できる乗数である。In addition, necessary for filter F Is measured in advance and does not depend on the thickness of the subject due to scattered radiation experimental properties, and can be treated as a stationary filter. Further, C 1 is a multiplier that can be calculated if shooting conditions are fixed.
従って、原画像Ｔ、応答関数のフーリエ変換後の値 をそれぞれ第1,第２の記憶部に記憶し、撮影条件によっ
て定まる係数Ｃと とに基づき第１の演算手段で式（11）を実行し、第２の
演算手段で式（12）を実行し（周波数空間上でも可）、
さらに減算手段で式（13）を実行することにより直接Ｘ
線画像が得られることになる。Therefore, the original image T, the value after Fourier transform of the response function Are stored in the first and second storages, respectively, and a coefficient C determined by the shooting conditions is stored. Based on and, the first calculation means executes the equation (11), and the second calculation means executes the equation (12) (also in the frequency space),
Further, by executing the equation (13) by the subtracting means, the direct X
A line image will be obtained.
以下、本発明の実施例を図面を参照して説明する。 Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
＜第１実施例＞ 第１図は、第１実施例に係るＸ線画像処理装置のブロ
ック図である。同図において、第１の記憶部である２次
元メモリ１はＸ線撮影装置で撮影された原画像Ｔ（直接
Ｘ線成分及び散乱Ｘ線成分を含む）を記憶している。第
２の記憶部である散乱線応答関数格納メモリ（以下、格
納メモリと略記する）２は、散乱Ｘ線応答関数 をフーリエ変換した として記憶している。第１の演算手段であるフィルタ係
数演算回路３は、前述した式（11）の演算を実行して周
波数空間上でのフィルタ係数 を算出するものである。このために、このフィルタ係数
演算回路３は前記格納メモリ２の出力 と、例えばＸ線架台７又はＸ線コントローラより出力さ
れる撮影条件Ｃとを入力するようになっている。逆フー
リエ変換器４は、前記周波数空間上でのフィルタ係数を
逆フーリエ変換して実空間上でのフィルタ係数Ｆ（x,
y）を算出するものである。第２の演算手段であるフィ
ルタ演算回路５は、前記原画像Ｔとフィルタ係数Ｆとを
実空間上でコンボリューションし、即ち、式（12）の演
算を実行することにより散乱Ｘ線成分を算出するもので
ある。減算手段である減算器６は、実空間上で原画像Ｔ
より散乱Ｘ線成分Ｔ＊Ｆを減算し、直接Ｘ線成分のみに
よる画像Ｐを出力するものである。<First Embodiment> FIG. 1 is a block diagram of an X-ray image processing apparatus according to the first embodiment. In the figure, a two-dimensional memory 1 which is a first storage unit stores an original image T (including a direct X-ray component and a scattered X-ray component) photographed by an X-ray photographing device. A scattered radiation response function storage memory (hereinafter abbreviated as storage memory) 2 that is a second storage unit is a scattered X-ray response function. Fourier transformed It is remembered as. The filter coefficient calculation circuit 3 which is the first calculation means executes the calculation of the above-mentioned formula (11) to perform the filter coefficient calculation in the frequency space. Is calculated. For this reason, the filter coefficient calculation circuit 3 outputs the output of the storage memory 2. And an imaging condition C output from the X-ray gantry 7 or the X-ray controller, for example. The inverse Fourier transformer 4 performs an inverse Fourier transform on the filter coefficient in the frequency space to obtain a filter coefficient F (x,
y) is calculated. The filter calculation circuit 5 which is the second calculation means calculates the scattered X-ray component by convolving the original image T and the filter coefficient F in the real space, that is, by executing the calculation of Expression (12). To do. The subtractor 6, which is a subtraction unit, is used to calculate the original image T in the real space.
Further, the scattered X-ray component T * F is subtracted, and the image P based on only the direct X-ray component is output.
このように、第１実施例によれば被写体厚に無関係に
定まる散乱Ｘ線の応答関数をフーリエ変換した形で格納
メモリ２に予め記憶し、撮影条件によって変わる撮影条
件Ｃと前記格納メモリ２の出力とに基づき、フィルタ係
数演算回路３で式（11）を実行して周波数空間上でのフ
ィルタ係数Ｆ（ｗ）を算出している。このフィルタ係数
Ｆ（ｗ）の一例を第２図（Ａ）に示す。また、このフィ
ルタ係数Ｆ（ｗ）は逆フーリエ変換され、実空間上での
フィルタ係数Ｆ（x,y）が求められる。このフィルタ係
数Ｆ（x,y）の一例を第２図（Ｂ）に示す。その後、こ
のフィルタ係数Ｆと原画像Ｔとをフィルタ演算回路５で
コンボリューションすることにより、上述した作用に基
づき実空間上での散乱Ｘ線成分Ｓが求められ、この散乱
Ｘ線成分Ｓを原画像Ｔより減算することによって式（1
3）より明らかなように直接Ｘ線成分のみによるＸ線画
像Ｐを得ることができる。As described above, according to the first embodiment, the response function of scattered X-rays, which is determined irrespective of the subject thickness, is stored in advance in the storage memory 2 in the form of Fourier transform, and the shooting condition C and the storage memory 2 that change depending on the shooting condition are stored. Based on the output, the filter coefficient calculation circuit 3 executes the equation (11) to calculate the filter coefficient F (w) in the frequency space. An example of this filter coefficient F (w) is shown in FIG. Further, the filter coefficient F (w) is subjected to inverse Fourier transform to obtain the filter coefficient F (x, y) in the real space. An example of this filter coefficient F (x, y) is shown in FIG. 2 (B). After that, the filter coefficient F and the original image T are convoluted by the filter calculation circuit 5 to obtain the scattered X-ray component S in the real space based on the above-described action, and the scattered X-ray component S is the original. By subtracting from the image T, the expression (1
As is clear from 3), it is possible to obtain the X-ray image P based on only the direct X-ray component.
このように、第１実施例にあっては散乱Ｘ線の実験的
性質，を利用して確実な散乱Ｘ線除去を行うことが
でき、実用性の高いＸ線処理装置として利用することが
できる。しかも、散乱Ｘ線除去のために、被曝線量が増
大することもなく、機構上複雑な構成を要しない。As described above, in the first embodiment, the scattered X-rays can be reliably removed by utilizing the experimental property of the scattered X-rays, and it can be used as a highly practical X-ray processing apparatus. . Moreover, since the scattered X-rays are removed, the exposure dose does not increase and a mechanically complicated structure is not required.
＜第２実施例＞ 上述したように、式（12）で示される実空間上でのコ
ンボリューションは、式（11）で示されるフィルタ係数
Ｆ（ｗ）を周波数空間上で原画像（２次元フーリエ変換
されたもの）と乗算することと等価である。Second Embodiment As described above, in the convolution in the real space represented by the equation (12), the filter coefficient F (w) represented by the equation (11) is converted into the original image (two-dimensional image) in the frequency space. It is equivalent to multiplying the Fourier transformed one).
従って、この第２実施例では上述コンボリューション
を周波数空間上で行う構成としている。Therefore, in the second embodiment, the convolution is performed in the frequency space.
第２実施例装置は第３図に示すように構成され、図中
の符号のうち第１実施例の部材と同一機能を有する部材
については同一符号を付してある。第１実施例との相違
点は、原画像Ｔを２次元フーリエ変換するための２次
元フーリエ変換器10を設けた、逆フーリエ変換器４を
削除した、第２の演算手段11を周波数空間上でコンボ
リューションするものとした。第２の演算手段11の出
力を２次元フーリエ変換するための２次元逆フーリエ変
換器12を設けたことである。The apparatus of the second embodiment is constructed as shown in FIG. 3, and the members having the same functions as those of the members of the first embodiment are designated by the same reference numerals in the drawing. The difference from the first embodiment is that the second computing means 11 in which the two-dimensional Fourier transformer 10 for performing two-dimensional Fourier transform of the original image T is provided and the inverse Fourier transformer 4 is deleted is arranged in the frequency space. I decided to convolve with. That is, the two-dimensional inverse Fourier transformer 12 for performing the two-dimensional Fourier transform on the output of the second arithmetic means 11 is provided.
この第２実施例によれば、式（11）の演算を第２演算
手段11において周波数空間上で行なっているが、この出
力を逆フーリエ変換することによって第１実施例での第
２の演算手段５と同一の出力Ｔ＊Ｆを得ることができ、
これを原画像Ｔより実空間上で減算すれば、直接Ｘ線部
分のみに基づく画像Ｐを得ることができる。従って、こ
の第２実施例でも第１実施例と全く同様の効果を奏する
ことができる。According to the second embodiment, the calculation of the equation (11) is performed in the frequency space in the second calculation means 11, but the second calculation in the first embodiment is performed by performing the inverse Fourier transform on this output. It is possible to obtain the same output T * F as the means 5,
By subtracting this from the original image T in the real space, an image P based only on the direct X-ray portion can be obtained. Therefore, the second embodiment can achieve the same effect as that of the first embodiment.
尚、第２実施例では２次元フーリエ変換器10、２次元
逆フーリエ変換器12を不可欠とする点、及び上記両変換
器10,12での演算時間を要する点では、第１実施例に比
べて不利となる。The second embodiment is different from the first embodiment in that the two-dimensional Fourier transformer 10 and the two-dimensional inverse Fourier transformer 12 are indispensable and that the calculation time in both the converters 10 and 12 is required. Will be disadvantageous.
尚、本発明は上記両実施例に限定されるものではな
く、本発明の要旨の範囲内で種々の変形実施が可能であ
ることは言うまでもない。Needless to say, the present invention is not limited to the above-described embodiments, and various modifications can be made within the scope of the gist of the present invention.
以上詳述したように、本発明によれば散乱Ｘ線の実験
的性質に基づき確実に散乱Ｘ線を除去処理することがで
き、しかも、上記処理にあたって被曝線量が増大するこ
とがなく、かつ、機構上の複雑な構成を要することもな
い。As described above in detail, according to the present invention, the scattered X-rays can be reliably removed based on the experimental properties of the scattered X-rays, and the exposure dose does not increase in the above processing, and It does not require a complicated structure on the mechanism.
従って、実用性の高いＸ線画像処理装置を提供するこ
とができる。Therefore, it is possible to provide a highly practical X-ray image processing apparatus.
第１図は本発明の第１実施例装置のブロック図、第２図
（Ａ），（Ｂ）は同装置における周波数空間上でのフィ
ルタ係数Ｆ（ｗ），実空間上でのフィルタ係数Ｆ（x,
y）をそれぞれ示す特性図、第３図は本発明の第２実施
例装置のブロック図である。 １……第１の記憶部、２……第２の記憶部、 ３……第１の演算手段、5,11……第２の演算手段、 ６……減算手段。FIG. 1 is a block diagram of an apparatus according to the first embodiment of the present invention, and FIGS. 2A and 2B are filter coefficients F (w) in the frequency space and filter coefficients F in the real space in the apparatus. (X,
FIG. 3 is a characteristic diagram showing y) and FIG. 3 is a block diagram of a second embodiment device of the present invention. 1 ... 1st memory | storage part, 2 ... 2nd memory | storage part, 3 ... 1st calculating means, 5,11 ... 2nd calculating means, 6 ... Subtracting means.
Claims (2)
たＸ線原画像を記憶する画像記憶手段と、 被写体への入射Ｘ線に対する検出器面上での散乱Ｘ線分
布を示す応答関数を記憶する応答関数記憶手段と、 前記Ｘ線原画像撮影時の撮影条件に基づいて前記応答係
数を補正し、フィルタ係数として出力する補正手段と、 前記フィルタ係数と前記Ｘ線原画像とをコンボリューシ
ョンすることにより散乱Ｘ線画像を求めるコンボリュー
ション演算手段と、 前記Ｘ線原画像から前記散乱Ｘ線画像を減じて直接Ｘ線
画像を求める減算手段とを有することを特徴とするＸ線
診断装置。1. An image storage means for storing an original X-ray image constructed on the basis of X-rays transmitted through an object, and a response function showing a scattered X-ray distribution on a detector surface with respect to incident X-rays on the object. A response function storage unit for storing the X-ray original image, a correction unit for correcting the response coefficient based on an imaging condition at the time of X-ray original image shooting, and outputting the filter coefficient as a filter coefficient. An X-ray diagnostic apparatus comprising convolution calculation means for obtaining a scattered X-ray image by performing a volute and subtraction means for subtracting the scattered X-ray image from the original X-ray image to obtain an X-ray image directly. .
口率、焦点−検出器間距離、被写体−検出器間距離、照
射時間、照射視野の少なくとも１つを含むものであるこ
とを特徴とする請求項１記載のＸ線診断装置。2. The imaging condition includes at least one of a tube voltage, a tube current, a diaphragm aperture ratio, a focus-detector distance, a subject-detector distance, an irradiation time, and an irradiation visual field. The X-ray diagnostic apparatus according to claim 1.
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| ＭｅｄｉｃａｌＰｈｙｓｉｃｓ，Ｖｏｌ．２０，Ｎｏ．１，Ｊａｎ／Ｆｅｂ１９９３第５０乃至６９頁 |
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