CN105011955B - X射线诊断装置及图像处理装置 - Google Patents

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Abstract

一种X射线诊断装置及图像处理装置，能够在维持画质的同时降低被辐射。在实施方式的X射线诊断装置中，X射线发生器发生X射线。平面检测器检测X射线。光栅装备在X射线发生器、平面检测器和平面检测器之间。变换部将基于透过光栅并由平面检测器检测到的X射线的原图像数据向多个频带数据变换。干涉条纹去除处理部将在多个频带数据中的至少一个中包含的干涉条纹去除。噪声降低处理部将多个频带数据中包含的噪声降低。修正处理部，基于在透过了光栅的X射线中包含的散射线成分、和在透过了比光栅进一步去除散射线的光栅的X射线中包含的散射线成分，将原图像数据的散射线成分修正。生成部将各处理部的处理后的多个频带数据合成，生成图像数据。

Description

X射线诊断装置及图像处理装置
本申请基于2014年4月30日提出的日本专利申请第2014－94203号主张优先权，本申请中引用其日本专利申请的全部内容。
技术领域
实施方式涉及X射线诊断装置及图像处理装置。
背景技术
以往，在X射线诊断装置中，为了将在被检体内发生的散射X射线(散射线)去除，在X射线检测器的检测面侧配置光栅(grid，栅格，网格)。例如，光栅将吸收X射线的铅箔和X射线吸收较少的中间物质(例如铝(aluminum)或纤维(fiber)等)交替地配置，通过铅箔吸收散射线而将散射线去除。这里，光栅将铅箔和中间物质配置成为规定的栅格密度(每单位长度的铅箔数)。
在X射线诊断装置中，在作为X射线检测器而使用FPD(Flat Panel Detector)的情况下，有在X射线图像中发生由FPD的像素和光栅的栅格带来的干涉条纹的情况。这样的干涉条纹作为伪像而使X射线图像的诊断能力降低。所以，作为抑制这样的干涉条纹的发生的方法，已知有一些方法。例如，已知有使光栅的栅格密度与FPD的像素间距(pitch)一致、或使用即使是FPD也不能将输入信号变换之程度的高栅格密度的光栅的方法等。但是，在上述以往技术中，有难以在维持画质的同时降低被辐射的情况。
发明内容
本发明要解决的课题是提供一种能够在维持画质的同时降低被辐射的X射线诊断装置及图像处理装置。
技术方案的X射线诊断装置具备X射线发生器、平面检测器、光栅、变换部、干涉条纹去除处理部、噪声(noise)降低处理部、修正处理部和生成部。X射线发生器发生X射线。平面检测器检测上述X射线。光栅装备在上述X射线发生器、上述平面检测器和上述平面检测器之间。变换部将基于透过上述光栅并由上述平面检测器检测到的X射线的原图像数据向多个频带数据变换。干涉条纹去除处理部将在上述多个频带数据中的至少一个中包含的干涉条纹去除。噪声降低处理部将上述多个频带数据中包含的噪声降低。修正处理部基于在透过了上述光栅的X射线中包含的散射线成分、和在透过了相比上述光栅进一步去除散射线的光栅的X射线中包含的散射线成分，将上述原图像数据的散射线成分修正。生成部将上述各处理部的处理后的多个频带数据合成，生成图像数据。
效果
根据实施方式的X射线诊断装置及图像处理装置，能够在维持画质的同时降低被辐射。
附图说明
图1是用来说明有关第1实施方式的X射线图像诊断系统(system)的一例的图。
图2是表示有关第1实施方式的X射线诊断装置的结构的一例的图。
图3是用来对光栅说明的图。
图4是用来说明有关第1实施方式的光栅的栅格密度的图。
图5是表示有关第1实施方式的光栅的一例的图。
图6是表示有关第1实施方式的图像修正部的结构的一例的图。
图7是用来说明有关第1实施方式的噪声的图。
图8A是表示有关第1实施方式的频带数据生成部的处理结果的一例的图。
图8B是表示有关第1实施方式的频带数据生成部的处理结果的一例的图。
图9A是用来说明由有关第1实施方式的干涉条纹去除处理部进行的干涉条纹去除处理的图。
图9B是用来说明由有关第1实施方式的干涉条纹去除处理部进行的干涉条纹去除处理的图。
图10是表示构成有关第1实施方式的X射线图像数据的多个像素值的分布的一例的图。
图11是用来对作为有关第1实施方式的散射成分推测处理部的处理对象的图像数据进行说明的图。
图12是表示有关第1实施方式的分辨率修正处理部的处理的一例的图。
图13是表示有关第1实施方式的X射线诊断装置的处理的次序的流程图(flowchart)。
图14是用来说明有关第2实施方式的散射成分推测处理部的处理的图。
具体实施方式
以下，参照附图，详细地说明X射线诊断装置及图像处理装置的实施方式。以下，举出包括有关本申请的X射线诊断装置的X射线图像诊断系统为一例进行说明。此外，以下作为有关本申请的X射线诊断装置而举出实施消化管、泌尿器、整形、IVR(InterventionalRadiology)等的检查及治疗的X射线诊断装置为一例进行说明。另外，有关本申请的实施方式并不限定于此。
(第1实施方式)
首先，使用图1说明有关第1实施方式的X射线图像诊断系统的一例。图1是用来说明有关第1实施方式的X射线图像诊断系统的一例的图。例如，有关第1实施方式的X射线图像诊断系统如图1所示，将具备X射线管、台面、X射线检测器等的X射线诊断装置主体、具备透视监视器(monitor)等的近距离操作桌、和具备图像处理装置、系统监视器、透视监视器等的远程操作桌相互连接。例如，处于操作室中的操作者通过将远程操作桌操作，使装置主体在执行使载置有患者(被检体)的台面俯仰、或使X射线管、X射线可动光圈等的影像系统上下运动等的动作的同时，进行透视或摄影。并且，操作者观察在装备于远程操作桌的透视监视器上显示的透视图像、或系统监视器(system monitor)上显示的摄影图像、透视图像等。此外，例如，处于检查室中的操作者通过操作近距离操作桌，对装置主体执行与上述处理同样的处理，观察在装备于近距离操作桌的透视监视器或检查室监视器上显示的各种图像。
接着，说明有关第1实施方式的X射线诊断装置的结构的一例。图2是表示有关第1实施方式的X射线诊断装置1的结构的一例的图。X射线诊断装置1例如如图2所示，具备装置主体100和远程操作桌200。装置主体100如图2所示，具备高电压发生器11、X射线管12、X射线可动光圈13、台面14、光栅15、FPD(Flat Panel Detector)16、台面移动机构17、台面机构控制部18、光圈控制部19和X射线控制部20，例如配置在检查室中。远程操作桌200如图2所示，具有图像处理装置200a、输入部210和显示部220，例如配置在操作室中。
另外，虽然没有图示，但X射线诊断装置1有时还连接用来从插入在被检体中的导管(catheter)注入造影剂的注射器(injector)等。此外，虽然没有图示，但近距离操作桌具有透视监视器，将由X射线诊断装置1生成的图像显示，并受理操作X射线诊断装置1的各种操作。具体而言，近距离操作桌通过有线或无线通信而与X射线诊断装置1连接，通过将经由输入部受理的操作的信息向X射线诊断装置1发送，使远程操作桌200的系统控制部290执行各种控制。
高电压发生器11在X射线控制部20的控制下，产生高电压，将所产生的高电压向X射线管12供给。X射线管12利用从高电压发生器11供给的高电压产生X射线。
X射线可动光圈13在光圈控制部19的控制下，将X射线管12产生的X射线缩减光圈，以对被检体的关注区域有选择地照射。例如，X射线可动光圈13具有可滑动(slide)的4片光圈叶片。X射线可动光圈13通过在光圈控制部19的控制下使这些光圈叶片滑动，将X射线管12产生的X射线缩减光圈而向被检体照射。台面14是载置被检体的床(bed)，载置在未图示的诊台上。
光栅15配置在台面14与FPD16之间，将透过了被检体的X射线中包含的散射线的一部分去除。例如，光栅15将吸收X射线的铅箔和X射线吸收较少的中间物质交替地配置。这里，光栅15是各铅箔在光栅面的铅直的方向上朝向处于光栅的中心线上的点倾斜的聚束光栅，或者是各铅箔平行地配置的平行光栅。FPD16检测透过了光栅15的X射线。例如，FPD16具有以矩阵(matrix)状排列的检测元件。各检测元件将透过了光栅15的X射线变换为电信号并储存，将储存的电信号向远程操作桌200的A(Analog)/D(Digital)变换部230发送。
台面移动机构17是用来在台面机构控制部18的控制下使台面14移动或俯仰的机构。台面机构控制部18通过在后述远程操作桌200的系统控制部290的控制下控制台面移动机构17，来调整台面14的移动及俯仰。光圈控制部19通过在后述远程操作桌200的系统控制部290的控制下调整X射线可动光圈13所具有的光圈叶片的开度，来控制对被检体照射的X射线的照射范围。
X射线控制部20在后述远程操作桌200的系统控制部290的控制下，使高电压发生器11产生高电压，使所产生的高电压向X射线管12供给。例如，X射线控制部20通过基于从系统控制部290供给的X射线照射条件及从后述像素值运算部240供给的像素值信息等控制高电压发生器11的施加电压、施加时间、施加定时(timing)等，来控制X射线管12的管电流、管电压、X射线照射时间、X射线照射定时、脉冲(pulse)幅度等。
输入部210配置在操作室中，从操作X射线诊断装置1的操作者受理各种指示。例如，输入部210具有鼠标(mouse)、键盘(keyboard)、按钮(button)、跟踪球(trackball)、操纵杆(joystick)、触摸面板(touch panel)等。输入部210将从操作者受理的指示向后述的系统控制部290传送。
显示部220将由X射线诊断装置1生成的图像显示，并显示用来受理操作者的指示的GUI(Graphical User Interface)等。例如，显示部220是图1所示的透视监视器或系统监视器。
图像处理装置200a如图2所示，具有A/D变换部230、像素值运算部240、图像数据生成部250、图像数据存储部260、图像处理部270、图像修正部280和系统控制部290。A/D变换部230连接在FPD16上，将从FPD16输入的模拟(analog)信号向数字(digital)信号变换，将变换后的数字信号(投影数据)向图像数据生成部250传送。
像素值运算部240对从图像数据生成部250供给的原图像数据设定规定的关注区域，计算所设定的关注区域的平均像素值。并且，像素值运算部240通过将计算出的平均像素值与规定的阈值的比较结果向X射线控制部20供给，执行自动亮度调整(ABC)。通过该控制，X射线诊断装置1能够总是收集最优的亮度的原图像数据。
图像数据生成部250根据从A/D变换部230供给的投影数据生成原图像数据(X射线图像数据)。具体而言，图像数据生成部250通过将从A/D变换部230供给的投影数据的数据要素向图像数据存储部260依次保存，生成2维的原图像数据。图像数据存储部260对由图像数据生成部250生成的原图像数据及由图像处理部270生成的显示图像进行存储。
图像处理部270对图像数据存储部260存储的原图像数据或由图像修正部280修正后的图像数据进行各种图像处理。例如，图像处理部270对由图像修正部280修正后的图像数据执行用于显示的图像处理(空间滤波(filter)处理、窗口(window)变换、伽马曲线(gamma curve)处理等)。
图像修正部280对由图像数据生成部250生成的原图像数据执行各种修正。例如，图像修正部280执行原图像数据中包含的干涉条纹的去除、噪声的降低、散射线成分的去除、关于分辨率等的修正。另外，关于上述修正的详细情况在后面详细叙述。
系统控制部290控制X射线图像诊断系统整体的动作。例如，系统控制部290按照从近距离操作桌的输入部或输入部210传送来的操作者的指示控制X射线控制部20，通过调整向X射线管12供给的电压，控制对被检体照射的X射线量及ON/OFF。此外，例如系统控制部290按照操作者的指示控制台面机构控制部18，调整台面14的移动及俯仰等。此外，例如系统控制部290按照操作者的指示控制光圈控制部19，通过调整X射线可动光圈13所具有的光圈叶片的开度，来控制对被检体照射的X射线的照射范围。
此外，系统控制部290按照操作者的指示，控制基于像素值运算部240的自动亮度调整、基于图像数据生成部250的原图像数据生成处理、基于图像处理部270的图像处理或解析处理、基于图像修正部280的修正处理等。此外，系统控制部290进行控制，以将用来受理操作者的指示的GUI及图像数据存储部260存储的显示图像等显示到显示部220所具备的各监视器上。此外，系统控制部290也可以通过对注射器发送造影剂注入开始及结束的信号来控制造影剂的注入。
以上，对X射线诊断装置1的结构进行了说明。在该结构下，有关本申请的X射线诊断装置1能够在维持画质的同时降低被辐射。具体而言，X射线诊断装置1通过后面详述的光栅15的结构及图像修正部280的处理，在维持画质的同时降低被辐射。这里，首先对在以往技术中难以在维持图像的同时降低被辐射的情况进行说明。如上述那样，在X射线诊断装置中，为了将散射线去除而在X射线检测器的检测面侧配置光栅。
图3是用来对光栅进行说明的图。这里，在图3中表示光栅的剖视图。另外，在图3中，举出箔平行配置的平行光栅为一例进行说明。例如，光栅如图3所示，将X射线的吸收较少的中间物质和吸收X射线的箔交替地配置。这里，在透过了被检体的X射线从图中上部入射的情况下，在X射线中具有大约一定的方向的直接线透过中间物质而被检测器检测。相对于此，X射线中包含的散射线因为从各种方向向光栅入射，所以被箔吸收。
这样的光栅根据各种条件设定表示1组中间物质和箔(lp：line pair)每单位长度(例如cm等)包含多少的栅格密度(例如LP/cm等)、以及表示中间物质的宽度“W”和中间物质的高度(厚度)“h”的栅格比“h：W”。这里，在作为X射线检测器而使用FPD的情况下，有发生由FPD的像素和光栅的栅格带来的干涉条纹的情况。具体而言，在光栅的栅格密度以FPD的奈奎斯特(Nyquist)频率折回的空间频率下发生干涉条纹。
例如，在X射线诊断装置中使用的FPD的通常的像素尺寸(size)是“0.140mm～0.150mm”。该FPD的奈奎斯特频率为“33.3(＝10/0.15/2)LP/cm～35.7(＝10/0.14/2)LP/cm”。另一方面，在以往的X射线诊断装置中使用的光栅的通常的栅格密度是“40LP/cm”、“44LP/cm”或“60LP/cm”等。在将这样的FPD和光栅组合使用的情况下，光栅的栅格密度“40LP/cm”、“44LP/cm”或“60LP/cm”在FPD的奈奎斯特频率“33.3LP/cm～35.7LP/cm”折回，发生干涉条纹。例如，在栅格密度“40LP/cm”的情况下，在“26.6(＝33.3－6.7(＝40－33.3))LP/cm～31.4(＝35.7－4.3(＝40－35.7))LP/cm”发生干涉条纹。同样在，栅格密度“44LP/cm”或“60LP/cm”的情况下，分别在“22.6LP/cm～27.4LP/cm”或“6.6LP/cm～11.4LP/cm”发生干涉条纹。
所以，在以往技术中，如上述那样，通过使光栅的栅格密度与FPD的像素间距一致、或使用具有通过FPD也不能将输入信号变换之程度的高栅格密度的光栅，抑制这样的干涉条纹的发生。但是，通过使用这样的光栅而带来各种限制，有难以在维持画质的同时降低被辐射的情况。
例如，在使光栅的栅格密度与FPD的像素间距一致的情况下，由于要求非常高的间距精度，所以要求作为中间物质而使用厚度的精度较高、刚性较高的铝(Al)。此外，例如在目前的技术中能够稳定地制造的最大的栅格密度是“80LP/cm”，但在采用这样的栅格密度的光栅的情况下，为了自由地指定栅格比，要求使用Al作为中间物质。这样，在作为光栅的中间物质而使用Al的情况下，与使用纸类的纤维的情况相比，直接线的透过率下降，画质下降。
此外，作为在使用具有高栅格密度的光栅来抑制干涉条纹的发生的情况下使用的光栅，一般是“栅格密度：80LP/cm，栅格比：15：1，中间物质：Al”，但在要使用这样的光栅同时降低被辐射量的情况下，画质下降。例如，在要通过“降低光栅栅格比”而降低被辐射量的情况下，由于中间物质的高度(厚度)变小，所以透过光栅的散射线的比例增加，结果，噪声增加而对比度(contrast)下降。此外，在想要通过“减少透视/摄影的线量”来降低被辐射量的情况下，信号成分减少，量子噪声(quantum noise)增加。此外，在想要通过“提高透视/摄影的线质(提高管电压、使线质滤波变厚)”来降低被辐射量的情况下，散射线的比例增加，信号成分减少。
这样，在以往技术中，在使用用来抑制干涉条纹的发生的光栅后，难以兼顾画质的下降的抑制和被辐射量的减少。所以，在有关第1实施方式的X射线诊断装置1中，构成为，能够在提供不发生干涉条纹且抑制了噪声的发生及对比度的下降的X射线图像的同时降低被辐射量。
有关第1实施方式的X射线诊断装置1通过以下详细说明的光栅15和图像修正部280，在维持画质的同时降低被辐射量。具体而言，有关第1实施方式的光栅15具有通过与FPD的像素的干涉而发生的干涉条纹的频率为从FPD的奈奎斯特频率到奈奎斯特频率的一半的频率的范围内的栅格密度。图4是用来说明有关第1实施方式的光栅15的栅格密度的图。在图4中，在纵轴表示强度，在横轴表示空间频率(LP/cm)。
例如，由FPD的像素和光栅的栅格形成的干涉条纹如图4所示，在光栅的栅格密度以FPD16的奈奎斯特频率“fn”折回的空间频率下发生。这里，光栅15如图4所示，具有在从作为奈奎斯特频率“fn”的1/2的“fn/2”到奈奎斯特频率“fn”的范围内发生干涉条纹那样的栅格密度。进而，在光栅15中，具有干涉条纹的频率在更接近于奈奎斯特频率“fn”的频率发生的那样的栅格密度。
例如，在FPD的像素尺寸为“0.148mm”的情况下，FPD的奈奎斯特频率为“33.8LP/cm”。在此情况下，光栅15具有在“16.9～33.8LP/cm”中在更接近于奈奎斯特频率“33.8LP/cm”的空间频率发生干涉条纹那样的栅格密度。即，光栅15具有在“33.8～50.7LP/cm”的范围内更接近于“33.8LP/cm”的栅格密度。这样，有关第1实施方式的X射线诊断装置1构成为，通过将光栅15设计为在规定的空间频率发生干涉条纹，从而容易进行之后的干涉条纹去除处理。
进而，光栅15以在透过了被检体的X射线中包含的直接线容易透过的栅格比及中间物质构成。例如，光栅15是栅格比(h：W＝6：1～10：1)，作为中间物质而使用纤维。由此，与使用以往的光栅(例如，由栅格密度：80LP/cm，栅格比：15：1，中间物质：Al构成的光栅)的情况相比，能够以低线量得到同样的画质的X射线图像。以下，使用图5说明一例。图5是表示有关第1实施方式的光栅15的一例的图。
如图5所示，对于像素尺寸“0.148mm”的FPD16，光栅15由“栅格密度：40LP/cm，栅格比：8：1，中间物质：纤维，箔：铅”构成。在使用这样的光栅15对厚度“20cm”的被检体以与以往同样的线量及线质进行透视/摄影的情况下，直接线量与以往的光栅“栅格密度：80LP/cm，栅格比：15：1，中间物质：Al，箔：铅”相比，增加“15％～20％”。这意味着收集到的X射线图像的信号成分增加“15％～20％”。所以，在有关第1实施方式的X射线诊断装置1中，通过将该信号成分的增加量分摊到线量降低中，使被辐射量减少。
如果举一例，则有关第1实施方式的X射线诊断装置1具备上述光栅15，对厚度“20cm”的被检体以“以往线量的80％”、“相对于以往线质使管电压+10kV”进行透视/摄影。在以该条件进行透视/摄影的情况下，与以“以往光栅/以往线量/以往线质”进行透视/摄影的情况相比，直接线量减少为“85％～90％”。这与在“以往光栅/80％线量/+10kV线质”中直接线量减少到“75％”相比，减少量大幅变少，能够实现能够将信号成分几乎全部保持。此外，在以上述条件进行透视/摄影的情况下，作为被辐射线量的基准的被检体表面的线量与以“以往光栅/以往线量/以往线质”进行透视/摄影的情况相比减少到“约60％”。这样，通过使用上述光栅15，能够降低被辐射量。
但是，在使用上述光栅15的情况下，以空间频率“27.6LP/cm”为中心发生干涉条纹。此外，在以上述条件进行透视/摄影的情况下，与以“以往光栅/以往线量/以往线质”进行透视/摄影的情况相比，全X射线的线量增加“5％～10％”。这起因于散射线增加了约25％，结果，S/N比下降约15％，发生对比度的下降。
所以，有关第1实施方式的X射线诊断装置1通过图像修正部280将它们修正，使通过使用光栅15而下降的画质提高。图6是表示有关第1实施方式的图像修正部280的结构的一例的图。如图6所示，具有系统信息处理部281、噪声均匀化处理部282、频带数据生成部283、干涉条纹去除处理部284、噪声降低处理部285、频带数据合成部286、噪声均匀化逆处理部287、散射成分推测处理部288和分辨率修正处理部289。并且，图像修正部280对由图像数据生成部250生成的原图像数据执行各种修正处理，将修正后的图像数据向图像处理部270送出。
系统信息处理部281基于系统控制部290的控制，控制图像修正部280的各部的处理。具体而言，系统信息处理部281通过控制后述的各部，分别控制噪声均匀化处理、干涉条纹去除处理、噪声降低处理、噪声均匀化逆处理、散射成分推测处理、分辨率修正处理。
噪声均匀化处理部282使原图像数据中包含的各个像素的噪声均匀化。在作为X射线检测器而使用FPD的情况下，X射线图像中包含的噪声根据像素值而变化。图7是用来说明有关第1实施方式的噪声的图。例如，如图7所示，X射线图像中包含的噪声“N”由不论像素值“x”如何都为一定的噪声“D”、和与FPD的入射线量的1/2次幂即像素值“x”的1/2次幂成比例的来源于X射线光子(photon)的量子噪声构成。
如图7所示，图像的噪声通过像素值变化而变化。这里，在X射线诊断装置1中，为了提高后述噪声降低处理部285的噪声降低处理的效果，噪声均匀化处理部282执行不论像素值“x”如何都将噪声变换为一定值的噪声均匀化处理。
即，噪声均匀化处理部282通过将用像素值“x”的函数表示图7所示的噪声曲线的噪声推测式来对像素值“x”进行微分并取倒数，使噪声成为一定。这里，在FPD16中，有作为1像素收集的像素数或灵敏度设定等的组合不同的一些收集模式。所以，噪声均匀化处理部282按照收集模式决定噪声推测式，分别执行噪声均匀化处理。例如，噪声均匀化处理部282从系统信息处理部281取得透视或摄影、视野尺寸、图像分辨率设定等的信息，基于所取得的信息判定收集模式，执行噪声均匀化处理。
回到图6，频带数据生成部283将基于由FPD16检测到的X射线的原图像数据向多个频带数据变换。具体而言，频带数据生成部283将基于透过光栅15并被FPD16检测到的X射线的原图像数据向多个频带数据和背景数据(例如一个背景数据)变换。更具体地讲，频带数据生成部283根据由噪声均匀化处理部282将噪声均匀化后的原图像数据，生成分别包含规定的频带的多个频带数据和一个背景数据。例如，频带数据生成部283如图6所示，阶段性地加以LPF(Low Pass Filter)处理，通过与1阶段前的LPF处理图像取差，生成分别包含不同的频带的多个频带数据。
如果举一例，则频带数据生成部283首先在第1段的LP↓中，通过对噪声被均匀化的原图像数据加以LPF处理，提取低频数据。这里，频带数据生成部283为了使以后的处理高速化，在LP↓中执行降采样(down sampling)处理。如果举一例，则频带数据生成部283通过从LPF处理后的原图像数据(低频数据)中首先每隔横向的1像素将像素间隔剔除、接着每隔纵向的1像素将像素间隔剔除，生成使图像尺寸缩小为1/4的低分辨率图像数据g1。
并且，频带数据生成部283通过将低分辨率图像数据g1向第2段传送，并在LP↑中执行升采样(up sampling)处理及LPF处理，以与原图像数据相同的尺寸生成LPF处理后的低频数据。例如，频带数据生成部283对于低分辨率图像数据g1，执行如下的LPF处理，即：首先每隔横向的1像素补充“0”、接着每隔纵向的1像素补充“0”、使最初的LPF的各要素成为4倍。然后，频带数据生成部283通过用加法器将原图像数据和低频数据按照像素取差，生成频带数据b0。另外，频带数据生成部283的LPF处置可以使用5×5左右的高斯滤波(Gaussianfilter)。
频带数据生成部283与上述第1段的处理同样地执行第2段以后的处理。这里，作为各段的处理对象的图像数据为在前段生成的低分辨率图像数据。即，作为第2段的处理对象的图像数据为低分辨率图像数据g1，然后，在各段中生成的低分辨率图像数据g2～g5分别为后段的处理对象的图像数据。并且，频带数据生成部283在各段中，使用低分辨率图像数据g2～g5，与第1段同样地生成频带数据b1～b5。这样，频带数据生成部283生成阶段性的频带数据、以及包含的信息仅为背景的背景数据g6。另外，在图6中，表示了频带数据生成部283执行6段处理的情况，但实施方式并不限定于此，能够以任意的段数进行处理。
图8A及图8B是表示有关第1实施方式的频带数据生成部283的处理结果的一例的图。这里，在图8A中，表示频带数据b0～b5和背景数据g6的频率特性。此外，在图8B中，表示仅频带数据b0的频率特性例如，频带数据生成部283如图8A所示，生成频带分别不同的频带数据b0～b5。这里，频带数据b0如图8B所示，包含从作为FPD的奈奎斯特频率的1/2的“fn/2”到奈奎斯特频率“fn”的几乎全部的成分。因而，通过使用光栅15，在“fn/2”到“fn”的范围内发生干涉条纹，所以频带数据b0包含与干涉条纹相当的成分的几乎全部。此外，图8A所示的频带数据b0～b5分别包含与各频带相当的被摄体的成分和噪声。这里，将频带数据b0～b5及背景数据g6中的噪声通过噪声均匀化处理部282的噪声均匀化而使噪声均匀化。在频带数据b0～b5的噪声特性与原图像数据不同还相互不同的情况下，对低分辨率图像数据g1～g5采用将前段的噪声均匀化和下段的噪声均匀化进行换算的处理。
回到图6，干涉条纹去除处理部284将在多个频带数据的一个或几个中包含的干涉条纹去除。具体而言，干涉条纹去除处理部284将与处于“fn/2”到“fn”的范围内的干涉条纹相当的成分去除。这里，如上述那样，由频带数据生成部283生成的频带数据b0包含与干涉条纹相当的成分的几乎全部。所以，干涉条纹去除处理部284如图6所示，对频带数据b0执行干涉条纹去除处理。
图9A及图9B是用来说明由有关第1实施方式的干涉条纹去除处理部284进行的干涉条纹去除处理的图。这里，在图9A中，表示干涉条纹去除处理部284的处理的一例，在图9B中，表示在干涉条纹去除处理部284中使用的LPF的一例。
例如，在作为处理对象的频带数据b0中，如图9A所示，设频带数据b0中包含的像素的列方向为x方向，设行方向为y方向。这里，举出由光栅15带来的干涉条纹如图9A所示那样与y方向平行地发生(干涉条纹的排列方向与x方向一致)的情况为一例进行说明。
在此情况下，干涉条纹去除处理部284首先在x方向上执行LPF处理，生成x方向LPF处理图像。具体而言，干涉条纹去除处理部284通过将供低频成分通过的1维空间滤波在频带数据b0的x方向上实施，生成主要去除了干涉条纹的成分的x方向LPF处理图像。这里，由干涉条纹去除处理部284实施的LPF其内核尺寸(kernel size)例如是(x，y)＝(31，1)，具有图9B所示那样的频率特性。
例如，在通过使用上述光栅15而干涉条纹在“27.6LP/cm”发生的情况下，干涉条纹去除处理部284如图9B所示实施如下LPF处理，该LPF处理具有在干涉条纹的频率为“27.6LP/cm”之前增益(gain)急剧地从“1”减少为“0”的特性。由此，将增益是0的频带的成分去除，增益是1的频带的成分不受LPF处理的影响而留下。由此，干涉条纹去除处理部284得到主要被去除了干涉条纹的成分的x方向LPF处理图像。这样，干涉条纹去除处理部284将处于从奈奎斯特频率fn的1/2到奈奎斯特频率fn的范围内的干涉条纹的成分有选择地去除。这里，诊断所需要的图像(表示被检体的内部形态的部分等)的频带通常相比奈奎斯特频率fn的1/2足够小。因而，即使如图9B所示那样在干涉条纹的频率之前将增益降低到0，也几乎不发生对诊断所需要的图像的影响。
另外，在通过FPD16进行的图像数据的收集中，除了如上述那样将来自FPD16中包含的1个检测元件的输出作为1个像素构成图像数据的模式(mode)以外，还存在将由2×2或3×3的检测元件检测到的电荷进行平均而作为1像素的模式。干涉条纹的频率根据这些模式而不同。此外，根据模式，还有不发生干涉条纹的情况。这些模式的种类由系统控制部290向系统信息处理部281通知。系统信息处理部281按照模式预先存储最优的内核尺寸及增益，将与被从系统控制部290通知的模式的种类对应的内核尺寸或增益向干涉条纹去除处理部284通知。干涉条纹去除处理部284使用从系统信息处理部281通知的内核尺寸及增益执行LPF处理。另外，在是不发生干涉条纹的模式的情况下，也可以将干涉条纹去除处理部284的处理跳过(skip)。
如果如上述那样生成x方向LPF处理图像，则干涉条纹去除处理部284通过将频带数据b0和x方向LPF处理图像取差，得到主要由干涉条纹的成分构成的干涉条纹图像。并且，干涉条纹去除处理部284接着对干涉条纹图像执行y方向的LPF处理。这里，在y方向的LPF处理中，也可以使用与x方向的LPF处理相同的内核尺寸(例如(x，y)＝(1，31))或增益，或者也可以使用仅使与x方向的LPF处理不同的频率、例如更低的频率成分通过的内核尺寸或增益。由此，干涉条纹去除处理部284得到更正确地表示干涉条纹的成分的干涉条纹图像。
如上述那样，如果通过y方向的LPF处理得到更正确地表示干涉条纹的成分的干涉条纹图像，则干涉条纹去除处理部284通过将频带数据b0和干涉条纹图像取差，得到从频带数据b0去除了干涉条纹的处理图像。如果这样得到被去除干涉条纹的处理图像，则干涉条纹去除处理部284将得到的处理图像向噪声降低处理部285送出。
回到图6，噪声降低处理部285将多个频带数据中包含的噪声降低。具体而言，噪声降低处理部285如图6所示，将在由干涉条纹去除处理部284去除了干涉条纹的频带数据b0和由频带数据生成部283生成的频带数据b1～b5各自中包含的噪声降低。这里，噪声降低处理部285作为用来将各频带数据的噪声降低的处理可以使用各种方法。例如，噪声降低处理部285可以使用日本专利第4170767号公报所公开的相干滤波(coherent filter)。
上述相干滤波能够在维持分辨率的情况下将噪声有效地降低。在该相干滤波中，以将附近的例如3×3等的局部内像素加权平均、将加权平均值作为局部中心像素的值为基本，以将周边像素各自的权重按照中心像素与周边像素之间的类似度进行改变为特征。这里所述的类似度，是表示在像素间、解剖学上接近的组织、具体而言处于相同的脑动脉的支配下的脑组织(毛細血管)彼此的可能性的程度的指标，通过对于该类似度较高的像素赋予较高的权重、相反对于类似度较低的像素赋予接近于零(zero)的较低的权重，能够在起到噪声抑制效果的同时、抑制空间分辨率的下降。
这里，作为噪声降低处理部285的噪声降低处理的对象的频带数据b0～b5由于被执行了噪声均匀化处理，所以除了信号成分以外成为相同大小的噪声。由此，在原图像数据中像素值不同、不是上述相干处理的对象的部分变为处理对象，噪声降低效果被提高。
另外，在进行被检体的透视的情况下，除了有关相干滤波的处理以外，还可以对频带数据执行用来将时间方向的噪声降低的处理。作为这样的处理，例如可以使用在日本特愿2011－250066号等中公开的方法。如果执行上述噪声降低处理，则噪声降低处理部285将使频带数据b0～b5的噪声降低后的频带数据b0’～b5’向频带数据合成部286送出。
频带数据合成部286将各处理部的处理后的多个频带数据合成而生成图像数据。具体而言，频带数据合成部286通过将背景数据g6和噪声被降低后的频带数据b0’～b5’依次合成，生成干涉条纹和噪声被降低的与原图像数据相同尺寸的图像数据。例如，频带数据合成部286在第1段(图中最下段)的LP↑中，对背景数据g6执行升采样处理(首先每隔横向的1像素补充“0”、接着每隔纵向的1像素补充“0”)，通过执行与频带数据生成部283的升采样处理相同的LPF处理，使背景数据g6成为与频带数据b5’相同的尺寸。并且，频带数据合成部286通过将成为相同尺寸的频带数据b5’和背景数据g6利用加法器按照每个像素进行相加，生成合计数据g5’。
频带数据合成部286通过对所生成的合计数据g5’执行上述升采样处理及LPF处理，使合计数据g5’成为与频带数据b4’相同尺寸，与频带数据b4’相加而生成合计数据g4’。同样，频带数据合成部286通过依次执行合计数据的尺寸增大和与频带数据的相加，生成干涉条纹和噪声被降低后的与原图像数据相同尺寸的图像数据。
如上述那样，X射线诊断装置1对基于透过了光栅15的X射线的原图像数据执行干涉条纹去除处理及噪声降低处理。在X射线诊断装置1中，还执行分辨率修正处理和散射成分修正处理。这里，在X射线诊断装置1中，为了提高噪声降低的效果而对原图像数据执行噪声均匀化处理。为了正确地执行分辨率修正处理和散射成分修正处理，在X射线诊断装置1中，噪声均匀化逆处理部287执行噪声均匀化逆处理。
具体而言，噪声均匀化逆处理部287为了使图像值成为与线量成比例的像素值，通过将噪声均匀化的式对像素值“x”求解的变换式来执行噪声均匀化逆处理。
例如，噪声均匀化逆处理部287通过对由频带数据合成部286生成的图像数据及背景数据g6应用将噪声均匀化的式子对像素值“x”求解的变换式，使各数据的像素值回到与线量成比例的值。
散射成分推测处理部288(也称作修正处理部)基于在透过了光栅15的X射线中包含的散射线成分、和在相比光栅15被去除了散射线的透过了光栅的X射线中包含的散射线成分，将原图像数据的散射线成分修正。具体而言，散射成分推测处理部288推测在透过了光栅15的X射线中包含的散射线成分、与在透过了和光栅15相比散射线的去除能力更高的目标光栅(例如，“栅格密度：44LP/cm，栅格比：15：1，中间物质：纤维”)的X射线中包含的散射线成分之差，基于推测的差将散射线成分修正。更具体地讲，散射成分推测处理部288基于推测的差，将在背景数据g6或各处理部的处理后的生成中途数据中包含的散射线成分修正。
这里，首先对由散射成分推测处理部288执行的X射线图像数据中包含的散射线成分的推测进行说明。X射线图像数据由作为由一次X射线形成的图像数据的一次X射线图像、和作为由散射线形成的图像数据的散射线图像构成。这里，将通过对一次X射线图像卷积积分而得到散射线图像的函数设为散射函数。因而，X射线图像数据可表示为一次X射线图像、散射函数的卷积积分和直接线图像的和。
散射函数根据管电压、照射野的面积及被检体厚而变化。所以，预先对各种管电压、照射野的面积及被检体厚的条件，使用人体模型(phantom)等求出散射函数。求出的散射函数存储到散射函数对应表中。此外，被检体厚可以通过使用了管电压、管电流的时间积、X射线焦点－X射线检测器间距离、设定线量及平均像素值等的像素值的统计量的实验式来推测。所以，预先决定这样的实验式。另外，将上述散射函数对应表及实验式存储到系统控制部290、图像修正部280或散射成分推测处理部288具有的存储器(memory)或图像数据存储部260等中。
基于X射线图像数据收集时的X射线条件和在上述实验式中决定的被检体厚及上述散射函数对应表，决定散射函数。对作为直接线图像的和而被表示的式子进行傅里叶(Fourier)变换，对一次X射线图像的傅里叶变换求解，如果进行逆傅里叶变换，则可得到一次X射线图像，即通过散射线修正处理降低了散射线成分的图像(以下称作散射线降低图像)。
但是，在上述方法中，不能根据X射线图像数据中的像素的位置使散射函数变化。因而，例如在包含没有被检体地X射线直接入射的部分(以下称作直接线成分)的X射线图像数据、或具有透过了被检体中的局部厚度较薄的部分(以下称作薄体厚部分)的非直接线成分的X射线图像数据等中，不能将散射线成分适当地降低。例如，有将散射线成分过度地修正的情况(以下称作过度修正)。
所以，为了防止过度修正，将构成X射线图像数据的多个像素值中的比基准值高的像素值变换为比基准值低的像素值。图10是表示构成有关第1实施方式的X射线图像数据的多个像素值的分布(像素值分布)的一例的图。在像素值分布中，由于直接线成分没有因透过被检体而线量减弱，所以与非直接线成分相比存在于高像素值的范围中。
此外，透过了薄体厚部分的非直接线成分与直接线成分同样，因被检体的透过带来的线量的减弱较少，所以与非直接线成分相比存在于高像素值的范围中。以下，为了使说明变简单，仅对具有直接线成分的X射线图像数据进行说明。关于具有透过了薄体厚部分的非直接线成分的X射线图像数据也具有同样的效果。
散射成分推测处理部288将构成X射线图像数据的多个像素值的众数作为代表值，对其乘以规定的常数来决定基准值。或者，散射成分推测处理部288通过使用在从外部输入或事前登录的关注区域中包含的多个像素值的平均值或中央值作为代表值，来决定基准值。或者，散射成分推测处理部288通过将透视的自动亮度调整的目标像素值、摄影的自动曝光控制的目标像素值作为代表值，来决定基准值。另外，也可以根据操作者等的指示来变更基准值。
散射成分推测处理部288存储像素值变换表。这里，像素值变换表表示变换前的像素值与变换后的像素值的对应关系。散射成分推测处理部288基于像素值变换表及基准值，将构成X射线图像数据的多个像素值中的比基准值高的像素值变换为比基准值低的像素值。例如，散射成分推测处理部288将X射线图像数据中的具有直接线成分的像素的像素值变换为较低的像素值。
如果更具体地说明，则例如像素值变换表表示以下这样的变换前的像素值与变换后的像素值的对应关系。像素值变换表既可以表示用来对X射线图像数据的像素值中的基准值以下的像素值执行恒等变换的对应关系，X射线图像数据的像素值中的基准值以下的像素值也可以不变。进而，像素值变换表表示用来将X射线图像数据的像素值中的为基准值以上且为基准值的2倍以下的像素值变换为基准值以下的像素值的对应关系。此外，表示用来将X射线图像数据的像素值中的基准值的2倍以上的像素值变换为0的对应关系。另外，通过将为基准值以上且为基准值的2倍以下的像素值变换为较低的像素值，能够使用将X射线图像数据的像素值变换后的图像(以下称作变换图像)，在通过后述的散射线图像计算产生的散射线图像中抑制伪影(artifact)的发生。
散射成分推测处理部288将变换图像基于散射函数变换为X射线图像数据中的散射线图像。具体而言，散射成分推测处理部288产生变换图像的傅里叶变换。此外，散射成分推测处理部288产生散射函数的傅里叶变换。接着，散射成分推测处理部288将散射函数的傅里叶变换用散射函数的傅里叶变换与1的和除(以下，将除法的结果称作散射函数项)。接着，散射成分推测处理部288通过将变换图像的傅里叶变换和散射函数项相乘，产生散射线图像的傅里叶变换。最后，散射成分推测处理部288通过对散射线图像的傅里叶变换应用逆傅里叶变换，产生散射线图像。
通过以上，根据散射成分推测处理部288，即使是包含直接线的X射线图像数据、以及具有透过了被检体中的局部厚度较薄的部分(薄体厚部分)的非直接线成分的X射线图像数据，也能够抑制计算量、没有过度修正地产生散射线图像。
散射成分推测处理部288将光栅15的散射函数、和散射线的去除能力比光栅15高的目标光栅(例如，“栅格密度：44LP/cm，栅格比：15：1，中间物质：纤维”)的散射函数存储。并且，在上述散射函数项的计算中，如果代替散射函数的傅里叶变换而使用光栅15的散射函数的傅里叶变换与目标光栅的散射函数的傅里叶变换之差，则光栅15的散射线成分与目标光栅的散射线成分之差的傅里叶变换被近似。通过对其应用逆傅里叶变换，产生光栅15与目标光栅之差的散射线图像。
为了执行上述散射函数的提取，系统信息处理部281执行以下的处理。首先，系统信息处理部281将由按照管电压、照射野的面积及被检体厚预先实测的光栅15的散射函数spr0(x，y)、散射线的去除能力比光栅15高的目标光栅的散射函数spr1(x，y)构成的数据库、和用来根据管电压、管电流的时间积、X射线焦点－X射线检测器间距离、设定线量及像素值的统计量推测被检体厚的实验式进行存储。并且，随着透视及摄影的实施，系统控制部290将管电压、管电流的时间积、X射线焦点－X射线检测器间距离、设定线量及平均像素值等的像素值的统计量作为系统信息向图像修正部280通知。
系统信息处理部281使用在从系统控制部290通知的系统信息中包含的管电压、管电流的时间积、X射线焦点－X射线检测器间距离、设定线量及像素值的统计量和上述实验式来推测被检体厚。进而，系统信息处理部281从上述数据库中提取与该推测出的被检体厚、和在被从系统控制部290通知的系统信息中包含的管电压及照射野的面积对应的spr0(x，y)、spr1(x，y)。
这里，在图6的例子中，表示使用背景数据g6来生成散射成分推测图像的情况。但是，实施方式并不限定于此，也可以是使用合计数据gn’的情况。图11是用来对作为有关本实施方式的散射成分推测处理部288的处理对象的图像数据进行说明的图。在图11中，表示合计数据gn’与将散射函数spr1(x，y)傅里叶变换而得到的SPR1(u，v)的关系的一例。如图11所示，只要是合计数据gn’的频率区域将SPR1(u，v)覆盖(cover)的情况，则可以是使用任一合计数据gn’的情况。散射成分推测处理部288对所生成的背景数据g6尺寸的散射成分推测图像，反复进行升采样处理和LPF处理，生成与原图像数据相同尺寸的散射成分推测图像(参照图6)。
回到图6，分辨率修正处理部289对于图像数据，根据上述平面检测器的MTF(Modulation Transfer Function，调制传递函数)特性将下降的分辨率修正。具体而言，分辨率修正处理部289将通过FPD的MTF而下降的分辨率通过逐步近似法的分辨率修正处理来修正。图12是表示有关第1实施方式的分辨率修正处理部289的处理的一例的图。在图12中，表示通过加减型的逐步近似法进行分辨率修正处理的情况。
例如，分辨率修正处理部289如图12所示，将对输入x实施了根据FPD16的MTF用逆傅里叶变换求出的空间滤波后的值与输出y比较，将比较结果反馈(feedback)。这里，分辨率修正处理部289作为输出y而使用噪声均匀化逆处理后的图像数据。即，分辨率修正处理部289通过将对输入x实施了基于MTF的空间滤波后的值与噪声均匀化逆处理后的图像数据的值之差进行反馈并加到输入x中的逐步近似，修正为通过FPD的MTF下降前的分辨率。
另外，由分辨率修正处理部289进行的逐步近似处理不仅是上述加减型，也可以是使用实施了空间滤波后的值与噪声均匀化逆处理后的图像数据的值之比的乘除型。此外，也可以通过使用相对于作为目标的高分辨率FPD的MTF之比，来修正为与目标FPD相当的图像数据。
回到图6，图像修正部280通过将由分辨率修正处理部289修正了分辨率的图像数据与由散射成分推测处理部288生成的散射成分推测图像取差，得到进行了散射线的修正的图像数据。这样，图像修正部280能够得到修正为目标光栅的散射线的目标图像。特别是，通过将目标光栅设定为散射线去除能力比以往光栅高的光栅，能够对因本实施方式的光栅规格/线量/线质的组合带来的对比度下降进行充分补偿。并且，图像修正部280将所得到的图像数据向图像处理部270送出。图像处理部270适当进行图像处理而生成显示图像，使显示部220将系统控制部290生成的显示图像显示。
另外，有医生一边观看显示在监视器上的透视图像一边操作导引线(guide wire)等的设备的检查。此时，如果从实际的操作到将透视图像显示在监视器上的时间差变大，则成为正确的操作的妨碍。通常在散射成分推测处理中，对收集的每个图像，对缩小为1/64×1/64的背景数据g6及散射函数进行傅里叶变换→运算→逆傅里叶变换，但散射成分计算的延迟相对于原图像取入的定时变大，显示到监视器上的透视图像的延迟变大。所以，为了避免该情况，也可以采用使用前1张图像的散射成分进行修正的方法。进而，为了防止因各图像的散射成分的细微的变动带来的修正图像的闪烁，也可以使用从前1张到前几张的散射成分的平均值进行修正。
接着，使用图13对有关第1实施方式的X射线诊断装置1的处理进行说明。图13是表示有关第1实施方式的X射线诊断装置1的处理的次序的流程图。如图13所示，在有关第1实施方式的X射线诊断装置1中，如果是修正模式(步骤(step)S101肯定)，则噪声均匀化处理部282对原图像数据执行噪声均匀化处理(步骤S102)。并且，频带数据生成部283根据噪声均匀化处理后的原图像数据生成多个频带数据(步骤S103)。
并且，干涉条纹去除处理部284参照图像的收集模式等，判定是否发生干涉条纹(步骤S104)。这里，在判定为发生干涉条纹的情况下(步骤S104肯定)，干涉条纹去除处理部284通过LPF处理将干涉条纹去除(步骤S105)，噪声降低处理部285按照每个频带数据将噪声降低(步骤S106)。另一方面，在步骤S104中判定为没有发生干涉条纹的情况下(步骤S104否定)，将干涉条纹去除处理跳过，噪声降低处理部285按照每个频带数据将噪声降低(步骤S106)。
然后，散射成分推测处理部288基于被执行了噪声均匀化逆处理的频带数据(背景数据)来推测散射成分(步骤S107)。并且，频带数据合成部286将噪声被降低的频带数据合成，生成与原图像数据相同尺寸的图像数据(步骤S108)。进而，分辨率修正处理部289对被执行了噪声均匀化逆处理的图像数据执行分辨率修正(步骤S109)。
并且，图像修正部280通过将分辨率修正后的图像数据与散射成分推测图像取差，从图像数据将散射成分去除(步骤S110)，结束处理。另外，在步骤S101中，在不是修正模式的情况下，X射线诊断装置1不执行修正而生成图像并显示(步骤S111)。
如上述那样，根据第1实施方式，X射线发生器(X射线管12)发生X射线。FPD16检测X射线。光栅15具有因与FPD16的像素的干涉而发生的干涉条纹的频率为从FPD的奈奎斯特频率到奈奎斯特频率的一半的频率的范围内的栅格密度。频带数据生成部(也称作变换部)283将基于透过光栅15并被FPD16检测到的X射线的原图像数据变换为多个频带数据和背景数据。干涉条纹去除处理部284将在多个频带数据中的至少一个中包含的干涉条纹去除。噪声降低处理部285将在多个频带数据中包含的噪声降低。散射成分推测处理部288基于在透过了光栅15的X射线中包含的散射线成分与在透过了散射线的去除能力比光栅15高的目标光栅的X射线中包含的散射线成分之差，对在背景数据或各处理部的处理后的生成中途数据中包含的散射线成分进行修正。频带数据合成部286将各处理部的处理后的多个频带数据合成而生成图像数据。分辨率修正处理部289对于图像数据，将根据FPD的MTF特性而下降的分辨率修正。图像修正部280将由散射成分推测处理部288推测的散射线成分生成为原图像数据尺寸，通过与对分辨率进行了修正后的图像数据取差，将散射线修正。因而，有关第1实施方式的X射线诊断装置1能够提高光栅规格/线量/线质的组合的自由度，能够在维持画质的同时降低被辐射量。
例如，X射线诊断装置1通过上述结构，能够使线量与图像的平衡大幅地提高。此外，例如X射线诊断装置1如果是与以往的画质同等的画质，则能够将被辐射线量降低到60％以下。此外，例如X射线诊断装置1如果与以往的被辐射线量同等，则能够使画质大幅提高。此外，例如，X射线诊断装置1能够得到没有FPD像素与光栅的栅格的干涉条纹、不发生噪声的增加及对比度的下降的图像。因为这些，X射线诊断装置1能够不降低X射线图像的诊断而能够降低被辐射量。
此外，根据第1实施方式，光栅15具有干涉条纹的频率在从FPD16的奈奎斯特频率到奈奎斯特频率的一半的频率的范围内为更接近于奈奎斯特频率的频率的栅格密度。因而，有关第1实施方式的X射线诊断装置1能够不将信号成分去除而将与干涉条纹相当的成分去除。
此外，根据第1实施方式，光栅15以在透过了被检体的X射线中包含的直接线容易透过的栅格比及中间物质构成。因而，有关第1实施方式的X射线诊断装置1能够抑制信号成分的下降，能够维持画质。
此外，根据第1实施方式，对于光栅15而言，由箔间隔厚度之比表示的栅格比为1：6～1：10的范围内，并且中间物质是纤维。因而，有关第1实施方式的X射线诊断装置1能够使直接线的透过率提高。
此外，根据第1实施方式，噪声降低处理部285将以不论像素值如何、噪声都为一定的方式被进行了均匀化的多个频带数据中包含的噪声降低。因而，有关第1实施方式的X射线诊断装置1能够提高噪声的降低效果。
(第2实施方式)
到此为止对第1实施方式进行了说明，但在上述第1实施方式以外，也可以以各种不同的形态来实施。
在上述第1实施方式中使用图10说明的散射成分推测处理不仅是上述例子，也可以是通过其他方法执行的情况。图14是用来说明有关第2实施方式的散射成分推测处理部288的处理的图。例如，散射成分推测处理部288也可以由图14所示的电路实现。该电路是将日本特许第2509181号公报所公开的图1变形而成的。二维存储器201、散射线应答函数保存存储器202、滤波系数运算电路203、逆傅里叶变换器204、滤波运算电路205、减法器206及X射线架台207相当于该公报图1中的二维存储器1、散射线应答函数保存存储器2、滤波系数运算电路3、逆傅里叶变换器4、滤波运算电路5、减法器6及X射线架台7。在第2实施方式中，还具备散射线去除比率运算电路208及乘法器209。
散射线去除比率运算电路208从系统信息处理部281受理管电压、照射野的面积及被检体厚等的条件，运算与该条件对应的散射线去除比率。散射线去除比率是表示如果将使用光栅15时的散射线量中的哪个删除就能够修正为目标光栅的散射线量的系数。散射线去除比率根据管电压、照射野的面积及被检体厚等的条件而变化。运算式只要预先基于实验结果等设定就可以。此外，也可以预先通过实验求出各个管电压、照射野的面积及被检体厚等的每个条件下的散射线去除比率，将其结果保存在散射线去除比率运算电路208的存储器等中，散射线去除比率运算电路208从该存储器中选择散射线去除比率。
乘法器209通过对滤波系数运算电路203运算出的滤波系数乘以由散射线去除比率运算电路208运算出的散射线去除比率，将该滤波系数修正。逆傅里叶变换器204、滤波运算电路205及减法器206使用这样被修正后的滤波系数进行处理。
即使是使用以上那样的电路的情况，也能够计算实际收集到的背景数据(或频带数据)与在使用散射线量不为零的目标光栅的情况下得到的X射线图像数据之差。
此外，在上述第1实施方式中，对作为干涉条纹去除处理而执行LPF处理的情况进行了说明。但是，实施方式并不限定于此，例如也可以是通过使用了在日本特开2011－10829号公报中公开的小波(wavelet)变换的处理来执行干涉条纹去除处理的情况。
此外，在上述第1实施方式中，对通过执行降采样处理而生成低分辨率数据的情况进行了说明。但是，实施方式并不限定于此，也可以是以与原图像数据相同尺寸执行全部处理的情况。在此情况下，例如将图6所示的频带数据生成部283的降采样处理、升采样处理及升采样处理后的LPF处理省略。此外，在此情况下，例如将图6所示的频带数据合成部286的升采样处理及升采样处理后的LPF处理、和散射成分推测处理后的升采样处理及升采样处理后的LPF处理省略。
此外，有关上述实施方式的X射线诊断装置1的结构不过是一例，可以适当地进行各部的合并及分离。例如，图6所示的结构不过是一例，能够适当变更。
此外，在上述第1及第2实施方式中，对通过由实施消化管、泌尿器、整形、IVR(Interventional Radiology)等的检查及治疗的X射线诊断装置来执行各种处理的情况进行了说明。但是，实施方式并不限定于此，例如也可以是由实施脑或心脏等的循环系统的诊断、治疗的X射线血管造影(angiography)装置执行各种处理的情况。
此外，在上述第1及第2实施方式中，对X射线诊断装置执行各种处理的情况进行了说明。但是，实施方式并不限定于此，例如也可以是工作站(workstation)等的医用图像处理装置执行各种处理的情况。在此情况下，例如具有上述图像修正部280的工作站对于由具有光栅15的X射线诊断装置收集到的原图像数据执行各种处理。
此外，在上述第1及第2实施方式中，说明了对由具备光栅15的X射线诊断装置收集的原图像数据执行处理的情况。但是，实施方式并不限定于此，例如也可以是对由不具备光栅15的X射线诊断装置(无光栅(grid less)的X射线诊断装置)收集到的原图像数据执行处理的情况。例如，在无光栅的X射线诊断装置中，也通过进行上述各处理，能够在维持画质的同时降低被辐射。
这里，在无光栅的情况下，不会发生由FPD的像素和光栅的栅格带来的干涉条纹。因而，在无光栅的X射线诊断装置中，不进行上述干涉条纹去除处理，而进行各种修正处理(噪声降低处理和散射成分及分辨率的修正处理)。例如，无光栅的X射线诊断装置具备不具有干涉条纹去除处理部284的图像修正部280(参照图6)，在系统控制部290的控制下，对由图像数据生成部250生成的原图像数据执行各种修正处理。
例如，在无光栅的X射线诊断装置中，噪声均匀化处理部282从图像数据生成部250受理不发生干涉条纹的原图像数据，对所受理的原图像数据执行上述噪声均匀化处理。并且，频带数据生成部283将原图像数据变换为多个频带数据。例如，频带数据283根据由噪声均匀化处理部282将噪声均匀化后的原图像数据，生成分别包含规定的频带的多个频带数据和一个背景数据。
这里，在无光栅的X射线诊断装置中，不进行对于由频带数据生成部283生成的多个频带数据的干涉条纹去除处理，将多个频带数据全部从频带数据生成部283向噪声降低处理部285发送。噪声降低处理部285将多个频带数据中包含的噪声降低。具体而言，噪声降低处理部285将在从频带数据生成部283受理的多个频带数据中分别包含的噪声降低。
频带数据合成部286将多个频带数据合成而生成图像数据。具体而言，频带数据合成部286通过将背景数据与噪声被降低的频带数据依次合成，生成噪声被降低的与原图像数据相同尺寸的图像数据。并且，噪声均匀化逆处理部287对所生成的图像数据执行噪声均匀化逆处理，分辨率修正部289将根据FPD的MTF特性而下降的分辨率通过逐步近似法的分辨率修正处理，将噪声均匀化逆处理后的图像数据的分辨率修正。
无光栅的X射线诊断装置的散射成分推测处理部288基于在由FPD16检测到的X射线中包含的散射线成分、和在透过了具有规定的散射线去除能力的光栅的X射线中包含的散射线成分，将原图像数据的散射线成分修正。即，散射成分推测处理部288推测在没有透过光栅而被FPD16检测到的X射线中包含的散射线成分、与在透过了具有规定的散射线去除能力的光栅(例如散射线的去除能力比光栅15高的目标光栅等)的X射线中包含的散射线成分之差，基于推测出的差将散射线成分修正。这里，被无光栅的X射线诊断装置的FPD16检测到的X射线与透过了光栅15的X射线相比，包含许多的散射线。
无光栅的X射线诊断装置的散射成分推测处理部288通过变换图像和散射函数，生成用来将这样的许多的散射线例如以通过目标光栅去除的方式进行修正的散射线图像。具体而言，散射成分推测处理部288使用噪声均匀化逆处理后的背景数据、或从合计数据变换后的变换图像、不使用光栅的情况下的散射函数、和使用具有规定的散射线去除能力的光栅(例如散射线的去除能力比光栅15高的目标光栅等)的散射函数，来生成散射线图像。
并且，图像修正部280通过将由分辨率修正处理部289修正了分辨率的图像数据、和由散射成分推测处理部288生成的散射成分推测图像取差，来生成进行了散射线的修正的图像数据。
在上述实施方式中，对无光栅的X射线诊断装置执行各种处理的情况进行了说明。但是，实施方式并不限定于此，例如也可以是工作站等的医用图像处理装置执行各种处理的情况。在此情况下，例如由具备不具有上述干涉条纹去除处理部284的图像修正部280的工作站，对于由无光栅的X射线诊断装置收集到的原图像数据来执行各种处理。
如以上说明，根据第1及第2实施方式，本实施方式的X射线诊断装置及图像处理装置能够在维持画质的同时降低被辐射。
说明了本发明的一些实施方式，但这些实施方式是作为例子提示的，并不是要限定发明的范围。这些实施方式能够以其他各种各样的形态实施，在不脱离发明的主旨的范围内能够进行各种省略、替换、变更。这些实施方式及其变形包含在发明的范围及主旨中，同样包含在权利要求书所记载的发明和其等价的范围中。

Claims (11)

1.一种X射线诊断装置，其特征在于，具备：
X射线发生器，产生X射线；
平面检测器，检测上述X射线；
光栅，装备在上述X射线发生器和上述平面检测器之间；
变换部，将基于透过上述光栅并由上述平面检测器检测到的X射线的原图像数据向多个频带数据变换；
干涉条纹去除处理部，将在上述多个频带数据中的至少一个中包含的干涉条纹去除；
噪声降低处理部，将上述多个频带数据中包含的噪声降低；
修正处理部，基于上述X射线透过了上述光栅的情况下的散射线成分、和上述X射线透过了虚拟光栅的情况下的散射线成分之间的差，将上述原图像数据的散射线成分修正，上述虚拟光栅与上述光栅相比，散射线进一步得到去除；以及
生成部，将上述各处理部的处理后的多个频带数据相加，生成图像数据。
2.如权利要求1所述的X射线诊断装置，其特征在于，
上述光栅具有上述干涉条纹的频率为在从上述平面检测器的奈奎斯特频率到上述奈奎斯特频率的一半的频率的范围内更接近于上述奈奎斯特频率的频率的栅格密度。
3.如权利要求1所述的X射线诊断装置，其特征在于，
上述光栅以在透过了被检体的X射线中包含的直接线容易透过的栅格比及中间物质构成。
4.如权利要求2所述的X射线诊断装置，其特征在于，
上述光栅以在透过了被检体的X射线中包含的直接线容易透过的栅格比及中间物质构成。
5.如权利要求3所述的X射线诊断装置，其特征在于，
上述光栅中，由箔间隔厚度之比表示的上述栅格比在1：6～1：10的范围内，并且中间物质是纤维。
6.如权利要求4所述的X射线诊断装置，其特征在于，
上述光栅中，由箔间隔厚度之比表示的上述栅格比在1：6～1：10的范围内，并且中间物质是纤维。
7.如权利要求1～6中任一项所述的X射线诊断装置，其特征在于，
上述噪声降低处理部将以不论像素值如何、噪声都为一定的方式被均匀化的多个频带数据中包含的噪声降低。
8.一种图像处理装置，其特征在于，具备：
变换部，将基于透过光栅并由平面检测器检测到的X射线的原图像数据向多个频带数据变换；
干涉条纹去除处理部，将在上述多个频带数据中的至少一个中包含的干涉条纹去除；
噪声降低处理部，将上述多个频带数据中包含的噪声降低；
修正处理部，基于上述X射线透过了上述光栅的情况下的散射线成分、和上述X射线透过了虚拟光栅的情况下的散射线成分之间的差，将上述原图像数据的散射线成分修正，上述虚拟光栅与上述光栅相比，散射线进一步得到去除；以及
生成部，将上述各处理部的处理后的多个频带数据相加，生成图像数据。
9.如权利要求8所述的图像处理装置，其特征在于，
上述噪声降低处理部将以不论像素值如何、噪声都为一定的方式被均匀化的多个频带数据中包含的噪声降低。
10.一种图像处理装置，其特征在于，具备：
变换部，将基于由平面检测器检测到的X射线的原图像数据向多个频带数据变换；
噪声降低处理部，将上述多个频带数据中包含的噪声降低；
修正处理部，基于由上述平面检测器检测到的X射线所包含的散射线成分、和上述X射线透过了具有规定的散射线去除能力的虚拟光栅的情况下的散射线成分之间的差，将上述原图像数据的散射线成分修正；以及
生成部，将上述各处理部的处理后的多个频带数据相加，生成图像数据。
11.如权利要求10所述的图像处理装置，其特征在于，
上述噪声降低处理部将以不论像素值如何、噪声都为一定的方式被均匀化的多个频带数据中包含的噪声降低。
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