JP4377571B2 - Ｘ線平面検出器、ｘ線画像診断装置、及びｘ線画像補正方法 - Google Patents
Ｘ線平面検出器、ｘ線画像診断装置、及びｘ線画像補正方法 Download PDFInfo
- Publication number
- JP4377571B2 JP4377571B2 JP2002265054A JP2002265054A JP4377571B2 JP 4377571 B2 JP4377571 B2 JP 4377571B2 JP 2002265054 A JP2002265054 A JP 2002265054A JP 2002265054 A JP2002265054 A JP 2002265054A JP 4377571 B2 JP4377571 B2 JP 4377571B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image
- ray
- correction
- pixel
- flat panel
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title description 51
- 238000003702 image correction Methods 0.000 title description 9
- 238000012937 correction Methods 0.000 claims description 131
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 claims description 13
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 claims description 4
- 238000001914 filtration Methods 0.000 claims description 3
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 49
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 19
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 19
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 16
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 14
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 11
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 8
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 7
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 6
- 238000013075 data extraction Methods 0.000 description 5
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 4
- 238000000605 extraction Methods 0.000 description 4
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 4
- 238000007796 conventional method Methods 0.000 description 2
- 238000007689 inspection Methods 0.000 description 2
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 2
- 238000011946 reduction process Methods 0.000 description 2
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 230000007547 defect Effects 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 238000002059 diagnostic imaging Methods 0.000 description 1
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 1
- 238000009413 insulation Methods 0.000 description 1
- 238000003672 processing method Methods 0.000 description 1
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 1
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 1
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 1
Images
Landscapes
- Measurement Of Radiation (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Solid State Image Pick-Up Elements (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Facsimile Image Signal Circuits (AREA)
- Image Analysis (AREA)
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、Ｘ線画像に生じるノイズを低減するＸ線平面検出器、Ｘ線画像診断装置、及びＸ線画像補正方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来より、人体にＸ線を入射することで人体の各組織によるＸ線吸収差により生成された（人体を透過した後の）２次元Ｘ線画像に対してＸ線検出器を用いて、複数の過程を経ることで電気信号に変換し映像化する技術がＸ線診断装置として利用されている。近年、このＸ線検出器として、Ｘ線平面検出器（以下、ＦＰＤ：Ｆｌａｔ Ｐａｎｅｌ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）を使用したＸ線画像診断装置が製品化されつつある。
【０００３】
このＦＰＤは、複数の画素をマトリクス状に構成したアレイ部を有する。各画素毎に、入射したＸ線による信号を電荷信号に変換するＸ線検出部と、検出された電荷量を蓄積するコンデンサと、このコンデンサから電荷の読み出しを選択する半導体スイッチとが設けられている。
【０００４】
電荷信号の読み出しの際は画素行毎に順次、同一画素行に存在する前記半導体スイッチをＯＮ／ＯＦＦしていく。前記半導体スイッチのＯＮにより取り出された電荷信号は同一画素列毎に設けられた増幅部において電圧信号に変換・増幅され、ディジタル信号として取り出される。
【０００５】
このディジタル信号には入射したＸ線から変換された純粋な信号成分に加えて、オフセット成分、横引きノイズ（画像の行方向に一様で列方向に変動している高周波成分：詳細は後述）が混入されている。さらに、Ｘ線検出部における変換効率のバラツキ及び増幅部における増幅率のバラツキもある。従って、入射したＸ線による純粋な信号のみを取り出すためには、これら混入成分やバラツキ分を補正する必要がある。
【０００６】
実際、これらの問題点のうち、オフセット成分、変換効率のバラツキ、及び増幅率のバラツキについては実際の検査とは別に事前に各補正データを得ることができ、画像補正が行われている。
【０００７】
これに対し、横引きノイズについては事前に補正データを得ることができない。
【０００８】
横引きノイズは、一般的には、前述した同一画素行毎の半導体スイッチをＯＮ／ＯＦＦするための信号（Ｇａｔｅ信号）の時間的な変動が原因と考えられている。同一画素行に存在する半導体スイッチにＯＮ／ＯＦＦ信号を伝達するための配線（以下、Ｇａｔｅ線）と各画素に蓄積された電荷信号を増幅部に転送するための配線（同一画素列で共通に使用）（以下、信号線）とは互いに絶縁配置されている。しかしながら、実際には完全な絶縁状態が確保されず、見かけ上、Ｇａｔｅ線と信号線とのクロス部には浮遊容量が存在することになる。従って、前記Ｇａｔｅ信号の変動、つまりＧａｔｅ信号に乗ってしまっているノイズにより、各画素行の半導体スイッチをＯＮにするタイミング以外の時においても、前記浮遊容量が読み出されてしまい、結果的に各画素に設けられた前記コンデンサから読み出された電荷信号に混入してしまうことになる。このような横引きノイズの性質上、実際の検査中におけるＧａｔｅ信号によってノイズ成分は異なったものになるため、事前に補正データを得ることはできない。
【０００９】
横引きノイズに対処する従来の方法の１つとしては次のようなものが考えられている。
【００１０】
混入される横引きノイズ成分が時間的にランダムであるために事前の収集ができないことから、ＦＰＤの端部等に複数列のＸ線不感画素（以下、Ｄａｒｋ−Ｌｉｎｅ）を設ける。Ｇａｔｅ信号に起因する情報をこのＤａｒｋ−Ｌｉｎｅにおいて得られる信号を利用して取得し、その情報からリアルタイムで画素行毎の１次元の補正データを算出して対処するというものである（例えば、特許文献１参照）。
【００１１】
【特許文献１】
特開２０００−３３０８３号公報 （第４頁、図２）
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】
上述の横引きノイズ補正方法により、ある程度の効果は認められる。しかしながら、画素行毎の１次元補正データを使用した補正であることから、横引きノイズ成分の画素列毎による変動、すなわち、同一画素行であっても列毎にノイズの大きさが異なるという問題点については対応ができていない。
【００１３】
なお、横引きノイズ成分の画素列毎による変動の要因としては、（１）画素列毎の増幅部の増幅率バラツキ補正精度、（２）前記Ｇａｔｅ線と信号線とのクロス部の浮遊容量の違い、（３）Ｇａｔｅ線の抵抗成分による横引きノイズの転送距離による変移、が挙げられる。例えば、上記（３）について考慮すると、大視野サイズのＦＰＤではその補正精度が更に悪くなることが懸念される。
【００１４】
従って、従来行われている横引きノイズの補正方法では画素列毎に変動する横引きノイズ（時間的にランダムな横引きノイズ成分）に対して適切な処理ができず、補正（低減）しきれずに残存してしまったノイズや補正のし過ぎ（過補正）により残存してしまったノイズ（以下、残存横引きノイズ）が画像上に写ってしまい、画像診断において支障を来すという問題があった。
【００１５】
また、従来のＸ線検出部における変換効率のバラツキ補正データは、採取された均一Ｘ線入射画像及びＸ線非入射画像を使用して事前に画素毎のバラツキを算出することで得ていたが、このような方法で得られた変換効率バラツキ補正データの中には、採取された均一Ｘ線入射画像に混入されていた残存横引きノイズにより、横引き状パターンの時間的に固定なアーチファクトが発生してしまう。従って、このような変換効率バラツキ補正データを用いて補正処理された画像にも、横引き状パターンの時間的に固定なアーチファクトが発生してしまうという問題があった。
【００１６】
本発明は上記問題に鑑みてなされたものであり、横引きノイズの補正精度を向上し、従来よりもノイズの少ない、より高画質なＸ線診断画像を提供可能なＸ線平面検出器、Ｘ線画像診断装置、及びＸ線画像補正方法を提供することを目的とする。
【００１７】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために請求項１記載の本発明は、マトリクス状に配置された複数の画素の電荷を読み出すことによって得られた画像に対して、Ｘ線不感画素から得られる信号を用いて横引きノイズ補正を行なうＸ線平面検出器において、前記横引きノイズ補正された第１の画像に対して列方向の高周波成分を除去する第１のフィルタ手段と、前記第１の画像から前記第１のフィルタ手段により得られた画像を減じる第１の減算手段と、この第１の減算手段により得られた減算画像に対して行方向の高周波成分を除去する第２のフィルタ手段と、前記第１の画像から前記第２のフィルタ手段により得られた画像を減じる第２の減算手段とを具備することを特徴とする。
【００２１】
本発明によれば、Ｘ線画像の行方向に一定で列方向に変動しているノイズを低減し、従来よりもノイズの少ない、より高画質なＸ線画像を提供することが可能となる。
【００２２】
【発明の実施の形態】
以下に、図面を参照しながら本発明の実施の形態を説明する。
（第１の実施の形態）
図１は本発明の第１の実施の形態に係るＦＰＤの構成を説明するための図である。
【００２３】
Ｘ線診断装置１は図１に示される各構成からなるＦＰＤを有する。このＦＰＤは、ゲートドライバ２と、マルチプレクサ３と、信号線４と、Ｇａｔｅ線７と信号線４とのクロス部分の浮遊容量５と、半導体スイッチ６と、前記Ｇａｔｅ線７と、Ｘ線検出部８と、コンデンサ９と、増幅系部１０と、Ａ／Ｄ変換器１１と、オフセット補正データ部１２と、アンプゲイン補正データ部１３と、横引きノイズデータ抽出部１４と、フィルタ処理による残存横引きノイズデータ抽出部１５と、画素ゲイン補正データ部１６とから構成されている。
【００２４】
前記浮遊容量５は従来の技術の項でも説明したように、信号線４とＧａｔｅ線７との間は絶縁となるよう施されているものであるが、見かけ上存在してしまう容量であり、意識的に設けられたものでないことは言うまでもない。
【００２５】
また、入射したＸ線による信号を電荷信号に変換するＸ線検出部８と、検出された電荷量を蓄積するコンデンサ９と、このコンデンサ９からの電荷の読み出しを選択する前記半導体スイッチ６とを１つのセットとして１画素が構成されており、この画素はマトリクス状に複数設けられアレイ部を構成する。
【００２６】
各画素の半導体スイッチ６のドレイン端子はアレイ部の各列毎に同一の信号線４により増幅系部１０と接続されている。また、前記半導体スイッチ６のゲート端子はアレイ部の各行毎に同一のＧａｔｅ線７によりゲートドライバ２と接続されている。
【００２７】
このゲートドライバ２からは電荷信号の読み出しの際にパルス状の制御信号（Ｇａｔｅ信号）が出力され、順次、各行毎にＧａｔｅ線７を介してその行における全ての半導体スイッチ６が同時にＯＮされる。なお、当該行のＯＮするタイミングの後は当該行の半導体スイッチ６はＯＦＦされる。
【００２８】
このような各半導体スイッチ６のＯＮにより取り出された電荷信号は同一画素列毎に設けられた前記増幅系部１０において電圧信号に変換・増幅され、前記マルチプレクサ３を介して各行の１画素毎に出力される。出力された信号はＡ／Ｄ変換器１１によりディジタル化され、ディジタル信号として以降の補正処理に供される。
【００２９】
このようにして取り出されたディジタル信号、すなわち以下に説明する補正処理が施されていない（オフセット成分、横引きノイズ成分、ゲインのバラツキを含んだ）画像データはＸ線診断画像として診断に有用な画質を備えるものとなるよう以下の各種補正処理が施される。各種補正処理については図１に加え、本実施の形態に係るＸ線画像の補正手順を説明するための図２も参照しながら説明する。
【００３０】
なお、図２において（Ａ，Ａ），（Ｂ，Ｂ）等は各状態における画像を意味するものであり、全て画像サイズは同じものとする。ただし、（１，ＡＧ）及び（Ｄ，１）についてはそれぞれ１行及び１列からなるものとする（それぞれの列（ＡＧ）及び行（Ｄ）については他の状態における画像のそれと同じ大きさとする）。
【００３１】
補正処理としてはまず初めに前記ディジタル信号に混入されているオフセット成分について補正が行われる。オフセット成分には大きく分けて前記Ｘ線検出部８や前記アレイ部によるオフセット成分と、前記増幅系部１０によるオフセット成分がある。
【００３２】
前者は主に（１）Ｘ線非入射時に蓄積された電荷（２）半導体スイッチ６の特性に起因した他画素のコンデンサ９からの漏れ電荷（３）半導体スイッチ６配線間の浮遊容量に蓄積された電荷が半導体スイッチ６のＯＮ／ＯＦＦに起因し注入されたもの等が含まれている。一方、後者は主に増幅系部１０を構成する回路素子のオフセット分が含まれている。
【００３３】
これらオフセット成分に対する補正データは事前にＸ線非入射画像を数フレームに渡って時間的な加算平均を施すことにより画素毎のオフセット成分を求めることで収集される。事前に収集されたこの補正データ（以下、オフセット補正データ）（ＰＯ，ＰＯ）（ＰＯ：Ｐｉｘｅｌ Ｏｆｆｓｅｔ）はオフセット補正データ部１２に保存される。
【００３４】
前記Ａ／Ｄ変換器１１から出力されたディジタル信号からなる画像データ（Ａ，Ａ）（図２（Ｉ））は前記オフセット補正データ部１２に保存されたオフセット補正データ（ＰＯ，ＰＯ）と引き算される。これにより、オフセット補正が施されたオフセット補正画像（Ｂ，Ｂ）が得られる（図２（ＩＩ））。
【００３５】
次に、増幅系部１０における増幅率のバラツキについて補正が行われる。この増幅率のバラツキは増幅系部１０を構成する回路素子のバラツキによるものと考えられる。このバラツキに対する補正データは、採取された均一Ｘ線入射画像又は均一な電荷信号を何らかの形で前記増幅系部１０に入力したものを使用して、事前に画素列毎に接続されている増幅系部１０毎のバラツキを算出することにより収集される。事前に収集されたこの増幅率バラツキ補正データ（以下、アンプゲイン補正データ）（１，ＡＧ）（ＡＧ：Ａｍｐｌｉｆｉｅｒ Ｇａｉｎ）（１次元データ）はアンプゲイン補正データ部１３に保存される。
【００３６】
前記オフセット補正画像（Ｂ，Ｂ）はこのアンプゲイン補正データ（１，ＡＧ）と掛け算される。これにより、増幅率バラツキ補正が施されたアンプゲイン補正画像（Ｃ，Ｃ）が得られる（図２（ＩＩＩ））。
【００３７】
アンプゲイン補正画像（Ｃ，Ｃ）が得られると、次に横引きノイズについての補正が行われる。ここでの補正については従来の技術の説明として述べた通りである。
【００３８】
すなわち、画像に混入される横引きノイズは時間的にランダムであるために事前に収集ができないため、ＦＰＤ（のアレイ部）の端部等にＤａｒｋ−Ｌｉｎｅを設ける。横引きノイズは同一画像行内では概ね一定の大きさであるため、Ｇａｔｅ信号に起因する情報をこのＤａｒｋ−Ｌｉｎｅにおいて得られる信号を利用して取得する。その取得情報から同一画素行の信号を加算平均する等行うことでリアルタイムに画素列方向への１次元の補正データ（以下、横引きノイズプロファイル）（Ｄ，１）を抽出する。この抽出処理は横引きノイズデータ抽出部１４において行われる（図２（ＩＶ））。
【００３９】
前記アンプゲイン補正画像（Ｃ，Ｃ）はこの抽出された横引きノイズプロファイル（Ｄ，１）と引き算される。これにより、従来から行われている横引きノイズ補正が施された横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）が得られる（図２（Ｖ））。
【００４０】
従来から行われている横引きノイズ補正が施されると、引き続き、本発明に係る横引きノイズ補正（以下、残存横引きノイズ低減処理）が行われる。これは発明が解決しようとする課題の欄で説明したように、従来から行われている横引きノイズ補正ではある程度のノイズ低減は可能であるが、同一画素行であっても列毎にノイズの大きさが異なる（すなわち、同一画素行であっても各列におけるノイズの大きさは一様ではない）という問題点については対応ができておらず、未だノイズが目立ってしまい診断に影響を与えてしまう恐れがあるからである。なお、残存横引きノイズ低減処理については図３を用いて詳細を後述する。
【００４１】
後述する残存横引きノイズ低減処理における残存横引きノイズデータの抽出は、フィルタ処理による残存横引きノイズデータ抽出部１５において行われる。
【００４２】
前記横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）はこの抽出された残存横引きノイズデータと引き算される。これにより、残存横引きノイズ成分が低減された残存横引きノイズ低減処理画像（Ｆ，Ｆ）が得られる（図２（ＶＩ））。
【００４３】
最後に、Ｘ線検出部８における変換効率のバラツキについて補正が行われる。この変換効率のバラツキはＸ線信号を電荷信号に変換する層の膜厚のバラツキ及び膜の組成のバラツキによるものと考えられる。このバラツキに対する補正データは、採取された均一Ｘ線入射画像及びＸ線非入射画像を使用して、事前に画素毎のバラツキを算出することにより収集される。事前に収集されたこのＸ線変換効率バラツキ補正データ（以下、画素ゲイン補正データ）（ＰＧ，ＰＧ）（ＰＧ：Ｐｉｘｅｌ Ｇａｉｎ）は画素ゲイン補正データ部１６に保存される。
【００４４】
前記残存横引きノイズ低減処理画像（Ｆ，Ｆ）はこの画素ゲイン補正データ（ＰＧ，ＰＧ）と掛け算される。これにより、Ｘ線変換効率バラツキ補正が施された画素ゲイン補正画像（Ｇ，Ｇ）が得られる（図２（ＶＩＩ））。
【００４５】
本処理を最後にＦＰＤの画像補正の手順は一般的には終了する。しかしながら、この後、欠陥点の補正プロセスを更に追加する場合も有る。
【００４６】
ここで、上述の残存横引きノイズ低減処理について説明する。図３は本実施の形態に係るＸ線画像の横引きノイズ低減処理の手順を説明するための図である。なお、（Ｅ，Ｅ）、（Ｆ，Ｆ）はそれぞれ前述の図２における横引きノイズ補正画像、残存横引きノイズ低減処理画像を表す。以下、図３に示される各手順における処理の画像例を示す図４乃至図７も参照しながら残存横引きノイズ低減処理について説明する。
【００４７】
まず初めに、前記横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）に対して列方向に高周波成分をカットするフィルタ処理を行う。これは、前記横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）中に残存するノイズ成分は同一画素行内では概ね同じノイズ成分であるが画素行毎にその成分はランダムに（激しく）変化するため高い周波数となっている。
【００４８】
一方、臓器等の診断対象画像については画素行毎の変化はなだらかであるため、その周波数は低いものと考えられる。
【００４９】
従って、周波数の高い成分についてのみカットするようなフィルタ処理を列方向にかけることで、前記横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）中に残存している残存横引きノイズをかなりの割合で低減した画像（Ｅ１，Ｅ１）を得ることができる（図３（ｉ）、図４）。
【００５０】
なお、このフィルタ処理においては、所定周波数成分をカットするために、横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）をフーリエ変換により周波数成分で表された画像に変換し、所定のフィルタ特性（ここでは列方向に高周波カット）による処理を行った後、フーリエ逆変換して前記画像（Ｅ１，Ｅ１）を得ることになる。
【００５１】
しかしながら、上記のような処理を行うのでは処理が複雑となり、また処理時間もかかってしまうため、前記フィルタ特性を予めフーリエ逆変換したフィルタ（以下、オペレータ）を用意し、このオペレータを用いて前記横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）に対してたたみ込み演算をして前記画像（Ｅ１，Ｅ１）を得るようにしてもよい。
【００５２】
この場合、オペレータのフィルタサイズは（２ｎ＋１，１）（ｎは０以上）であり、その一例として例えばｎ＝３の場合について図８に示す。
【００５３】
図８ではｎ＝３すなわち（２ｎ＋１，１）＝（７，１）のサイズのフィルタであり、ｎ０は処理対象の画素に対するものであり、ｎ１はその１つ隣の画素、ｎ２は２つ隣の画素、ｎ３は３つ隣の画素をそれぞれ表している。図８の場合、横引きノイズ以外の信号成分も含まれている場合もあり得ること、また処理対象画素の情報を重要視するという意味から、その処理対象画素に対して一番の重み付けを行えるように係数設定し、前後３つずつの画素を含めた平均化フィルタ処理を行うことになる。このフィルタ処理は各画素を処理対象画素として順次行う。
【００５４】
なお、ｎの値は大きい方がより正確なフィルタ処理を行うという意味で好ましいが、実際には横引きノイズの特性や処理速度等を考慮して設定されるべき値である。また、重み付けの仕方やその値も適宜設定し得ることは言うまでもない。
【００５５】
図３（ｉ）の手順により得られた画像（Ｅ１，Ｅ１）は残存横引きノイズが低減された画像ではあるが、本来必要とする臓器等の診断対象画像についても上述のフィルタ処理により情報が欠落してしまっている。従って、この画像（Ｅ１，Ｅ１）を残存横引きノイズ低減処理画像（Ｆ，Ｆ）とするのは好ましくない。従って、以下の手順を引き続き実行する必要がある。
【００５６】
画像（Ｅ１，Ｅ１）が得られると、前記横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）からこの画像（Ｅ１，Ｅ１）が引き算される。これにより、画像（Ｅ２，Ｅ２）が得られる（図３（ｉｉ）、図５）。この画像（Ｅ２，Ｅ２）はもともと横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）が含んでいた残存横引きノイズの他に、画像（Ｅ１，Ｅ１）から欠落していた診断対象の画像情報（画素行方向のみのＸ線信号画像）も含むものである。ここに含まれる画像情報は診断対象画像の輪郭を示すような情報となる。
【００５７】
次に、前記画像（Ｅ２，Ｅ２）に対して行方向に高周波成分をカットするフィルタ処理を行う。本フィルタ処理は、同一画素行に渡っては、概ね同じ成分であるという横引きノイズの特性を利用して、前記画像（Ｅ２，Ｅ２）中に含まれる前記診断対象の画像情報（画素行方向のみのＸ線信号画像）を除去する為に行われる。
【００５８】
このフィルタ処理により、前記画像（Ｅ２，Ｅ２）中に含まれていた前記診断対象の画像情報が除去された画像、すなわち残存横引きノイズのみを有する画像（Ｅ３，Ｅ３）を得る（残存横引きノイズデータを抽出する）ことができる（図３（ｉｉｉ）、図６）。
【００５９】
フィルタ処理についてはフーリエ変換等を実施する方法もあるが、ここでは前述の図３（ｉ）の手順で説明したのと同じようにオペレータを用いて前記画像（Ｅ２，Ｅ２）に対してたたみ込み演算をすることにより画像（Ｅ３，Ｅ３）を得る場合について説明する。
【００６０】
図３（ｉｉｉ）の手順においてたたみ込み演算に使用するオペレータのフィルタサイズは（１，２ｍ＋１）（ｍは０以上）であり、その一例として例えばｍ＝３の場合について図９に示す。
【００６１】
図９ではｍ＝３すなわち（１，２ｍ＋１）＝（１，７）のサイズのフィルタである。図８の場合と異なり、本フィルタ処理においては処理対象の画素やその隣接画素の区別なくｍ０＝１／７、すなわち均等な重み付けを行う。
【００６２】
つまり、本フィルタ処理は画素行方向に対する単純平均化フィルタ処理となる。これは、単純平均化により、前記診断対象の画像情報（画素行方向のみのＸ線信号画像）については診断対象画像の輪郭を示すような情報であるため平均化によりその輪郭部分が平滑化されて結果的に除去される一方で、残存横引きノイズについては同一画素行に渡っては概ね同じ成分であるという横引きノイズの特性から、単純平均化フィルタ処理を施してもそのままノイズ情報が残るという効果を考えてのものである。
【００６３】
実際の臨床画像上、数百列に渡った１行のＸ線信号画像は殆ど無く本フィルタ処理により横引きノイズ成分から分離することができる。よって、上記ｍは実際の臨床画像でのＸ線信号画像の特性から設定されるべき値である。
【００６４】
また、前記平均化処理では、画像欠落等により１画素でも飛びぬけた信号値を示す画素が有れば正しく処理されない弊害が有るため、閾値を設定しての平均されるべき信号値を選択する処理が必要である。
【００６５】
最後に、上記のようにして得られた前記画像（Ｅ３，Ｅ３）には残存横引きノイズ成分のみが含まれているため、これを横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）から引き算することにより、残存横引きノイズ成分を低減した画像（残存横引きノイズ低減処理画像）（Ｆ，Ｆ）を得ることができる（図３（ｉｖ）、図７）。
【００６６】
この残存横引きノイズ低減処理画像（Ｆ，Ｆ）は前述の図２（ＶＩＩ）の手順において画素ゲイン補正データ（ＰＧ，ＰＧ）と掛け算されて、最終的により良い画質のＸ線診断画像（画素ゲイン補正画像）（Ｇ，Ｇ）となる。
（第２の実施の形態）
第１の実施の形態では、残存横引きノイズ低減処理画像（Ｆ，Ｆ）と掛け算される画素ゲイン補正データ（ＰＧ，ＰＧ）について、従来ある方法により得られるものを利用することを前提に説明した。
【００６７】
しかしながら、折角、前記第１の実施の形態において残存横引きノイズの低減処理がなされた画像を作り出しても、最後のＸ線変換効率バラツキ補正の際に横引きノイズを含む画素ゲイン補正データ（ＰＧ，ＰＧ）を用いるのでは第１の実施の形態として説明した残存横引きノイズ低減処理の効果を十分に生かせない場合も有り得る。
【００６８】
実際、発明が解決しようとする課題の欄でも記載したように、画素ゲイン補正データ（ＰＧ，ＰＧ）内に残存横引きノイズが混入していると、この画素ゲイン補正データ（ＰＧ，ＰＧ）と残存横引きノイズ低減処理画像（Ｆ，Ｆ）を掛け算して得られる画素ゲイン補正画像（Ｇ，Ｇ）には横引き状パターンの時間的に固定なアーチファクトが生じてしまうという問題がある。
【００６９】
そこで、本発明に係る残存横引きノイズ低減処理方法を画素ゲイン補正データの作成に対しても適用することにより、より良い画質のＸ線診断画像を提供することが可能となる。この場合について、図１０及び図１１を用いて以下に説明する。
【００７０】
図１０は本発明の第２の実施の形態に係るＸ線画像の補正手順を説明するための図であり、画素ゲイン補正データを作成するにあたり、その基礎となるＸ線診断画像についてより高画質なものにするために各種補正を初め残存横引きノイズ低減処理を施す手順を説明するための図である。
【００７１】
図１０については基本的に図２と類似しており、図１０の（１）〜（６）は図２の（Ｉ）〜（ＶＩ）に対応している。
【００７２】
前記第１の実施の形態との相違点の１つとして、画素ゲイン補正データ用に用いられるＸ線診断画像は被写体無しの均一Ｘ線入射画像となる。この均一Ｘ線入射画像（ＡＡ，ＡＡ）（図１０（１））はオフセット補正データ（ＰＯ’，ＰＯ’）と引き算される。これにより、オフセット補正が施されたオフセット補正画像（ＢＢ，ＢＢ）が得られる（図１０（２））。
【００７３】
なお、前記均一Ｘ線入射画像（ＡＡ，ＡＡ）は横引きノイズを含む時間的にランダムなノイズを低減する意味でも、数フレームに渡って時間的な加算平均を施されたものであることが望ましい。
【００７４】
次に、このオフセット補正画像（ＢＢ，ＢＢ）はアンプゲイン補正データ（１，ＡＧ’）と掛け算される。これにより、増幅率バラツキ補正が施されたアンプゲイン補正画像（ＣＣ，ＣＣ）が得られる（図１０（３））。
【００７５】
この後、抽出された横引きノイズプロファイル（Ｄ’，１）（図１０（４））が前記アンプゲイン補正画像（ＣＣ，ＣＣ）から引き算される。これにより、横引きノイズ補正が施された横引きノイズ補正画像（ＥＥ，ＥＥ）が得られる（図１０（５））。
【００７６】
前記横引きノイズ補正画像（ＥＥ，ＥＥ）は抽出された残存横引きノイズデータと引き算される（後述）。これにより、残存横引きノイズ成分が低減された残存横引きノイズ低減処理画像（ＦＦ，ＦＦ）が得られる（図１０（６））。
【００７７】
得られた残存横引きノイズ低減処理画像（ＦＦ，ＦＦ）はＸ線非入射画像と共に用いられて、画素ゲイン補正データ（ＰＧ’，ＰＧ’）が作成される（図１０（７））。
【００７８】
前記残存横引きノイズ低減処理画像（ＦＦ，ＦＦ）の作成にあたっては、基本的に図３に示される手順と同様にして行われることになる。ただし、画素ゲイン補正データにおける残存横引きノイズの低減においては、図３（ｉ）のフィルタ処理において第１の実施の形態のように重み付けフィルタを用いても良いが、被写体無しの均一Ｘ線画像を用いているため、単純平均化フィルタを使用してもよい。
【００７９】
図１１はオペレータを用いて横引きノイズ補正画像（ＥＥ，ＥＥ）の画素列方向にたたみ込み演算による単純平均化フィルタ処理を施す場合のフィルタ（オペレータ）の一例を示す図である。
【００８０】
オペレータのフィルタサイズは（２ｎ’＋１，１）（ｎは０以上）であり、その一例として例えばｎ’＝３の場合について図１１に示す。
【００８１】
図１１ではｎ’＝３すなわち（２ｎ’＋１，１）＝（７，１）のサイズのフィルタである。第１の実施の形態における図８の場合と異なり、本フィルタ処理においては処理対象の画素やその隣接画素の区別なくｎ’０＝１／７、すなわち均等な重み付けとなっている。これは以下の理由による。
【００８２】
画像ゲイン補正データ作成用の元となる画像は被写体が無い状態での均一Ｘ線入射画像である。一方でＸ線変換効率のバラツキは図２（ＶＩＩ）についての説明の際に記載したような発生原因からして、広範囲に渡って緩やかにその変動効率が変化しているものと考えられる。従って、残存横引きノイズ成分を低減するには、より効果の大きい、単純平均化フィルタの方が望ましいということになる。
【００８３】
また、ｎ’は前述のようにＸ線信号画像が無いため、処理速度の面で許容できれば大きい方がより効果的である。
【００８４】
以上説明したように、本発明の第２の実施の形態によれば、画素ゲイン補正データの作成において、均一Ｘ線入射画像（ＡＡ，ＡＡ）に対してオフセット補正（図１０（２））、増幅率バラツキ補正（図１０（３））、横引きノイズ補正（図１０（５））、及び残存横引きノイズ低減処理（図１０（６））が行われた画像（残存横引きノイズ低減処理画像（ＦＦ，ＦＦ））を基礎とすることにより、このようにして得られた画素ゲイン補正データを掛け合わせて得られた画素ゲイン補正画像（Ｘ線診断画像）において、従来でのＸ線診断画像に現れていた横引き状パターンの時間的に固定なアーチファクトを低減することが可能となる。
【００８５】
さらに、本実施の形態で得られた画素ゲイン補正データ（ＰＧ’，ＰＧ’）を前記第１の実施の形態における画素ゲイン補正データ（ＰＧ，ＰＧ）（図２（ＶＩＩ））として使用すれば、時間的にランダムな残存横引きノイズ及び横引き状パターンの時間的に固定なアーチファクトが低減されたより高画質のＸ線診断画像を得ることが可能となる。従って、Ｘ線診断画像に対する読影の効率と正確性が向上し、誤診防止を図ることが可能になる。
（第３の実施の形態）
第１の実施の形態では本発明の残存横引きノイズ低減処理の対象画像として、オフセット補正、増幅率バラツキ補正、及び横引きノイズ補正の各補正が施されたものであったが、本発明はこの場合に限られるものではない。
【００８６】
図１２は本発明の第３の実施の形態に係るＸ線画像の補正手順を説明するための図である。同図における点線部分に係る補正処理、すなわち、増幅率バラツキ補正及び横引きノイズ補正は、その処理を施す前の画像に含まれるノイズ量によっては省略してもよいことを示す。
【００８７】
従って、オフセット補正画像（Ｂ，Ｂ）において増幅率バラツキや横引きノイズが目立つものではない（各補正処理を施す必要が無い程度）と判断される時は、これらの補正処理を施さなくてもよい場合がある。この場合、オフセット補正画像（Ｂ，Ｂ）に対して本発明の残存横引きノイズ低減処理（図１２（ＶＩ）において（Ｅ，Ｅ）は（Ｂ，Ｂ）と読み替える）を施すようにしてもよい。
【００８８】
また、同様に、アンプゲイン補正画像（Ｃ，Ｃ）において横引きノイズが目立つものではない（横引きノイズ補正処理を施す必要が無い程度）と判断される時は、横引きノイズ補正処理を施さなくてもよい場合がある。この場合、アンプゲイン補正画像（Ｃ，Ｃ）に対して本発明の残存横引きノイズ低減処理（図１２（ＶＩ）において（Ｅ，Ｅ）は（Ｃ，Ｃ）と読み替える）を施すようにしてもよい。
【００８９】
実際、横引きノイズ補正については、横引きノイズが元々目立つものではない場合に同補正を施すと、その補正による残存横引きノイズがかえって元の横引きノイズよりも大きくなってしまう場合がある。従って、このような場合は、横引きノイズ補正を施さずに本発明による横引きノイズ低減処理を施すことが好ましい。
【００９０】
以上説明した本発明の実施の形態によれば、Ｘ線診断画像において従来除去しきれずに残存していた時間的にランダムな残存横引きノイズを低減することができる。
【００９１】
また、画素ゲイン補正データにおける残存横引きノイズについても低減することができるので、従来生じていた画素ゲイン補正データに含まれる残存横引きノイズの影響による、Ｘ線診断画像における横引き状パターンのアーチファクトの発生を低減することができる。
【００９２】
従って、Ｘ線診断画像の画質向上を図ることができるので、画像不鮮明による誤読影や必要以上に読影時間がかかってしまうことを防止し、誤診防止と読影効率の向上を図ることが可能になる。
【００９３】
なお、以上説明した本発明の実施の形態は、本発明の理解を容易にするために記載されたものであって、本発明を限定するために記載されたものではない。従って、上記各実施の形態に開示された各要素は、本発明の技術的範囲に属する全ての設計変更や均等物をも含む趣旨である。
【００９４】
【発明の効果】
Ｘ線画像診断装置のＸ線検出器としてＸ線平面検出器を用いる場合において、Ｘ線画像の行方向に一定で列方向に変動しているノイズの補正精度を向上し、従来よりもノイズの少ない、より高画質なＸ線診断画像を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明の第１の実施の形態に係るＸ線平面検出器の構成を説明するための図。
【図２】 本発明の第１の実施の形態に係るＸ線画像の補正手順を説明するための図。
【図３】 本発明の第１の実施の形態に係るＸ線画像のノイズ低減処理の手順を説明するための図。
【図４】 図３に示される第１の手順における処理の画像の例を示す図。
【図５】 図３に示される第２の手順における処理の画像の例を示す図。
【図６】 図３に示される第３の手順における処理の画像の例を示す図。
【図７】 図３に示される第４の手順における処理の画像の例を示す図。
【図８】 本発明の第１の実施の形態の場合の図３に示される第１の手順におけるフィルタの一例を示す図。
【図９】 本発明の第１の実施の形態の場合の図３に示される第３の手順におけるフィルタの一例を示す図。
【図１０】 本発明の第２の実施の形態に係るＸ線画像の補正手順を説明するための図。
【図１１】 本発明の第２の実施の形態の場合の図３に示される第１の手順におけるフィルタの一例を示す図。
【図１２】 本発明の第３の実施の形態に係るＸ線画像の補正手順を説明するための図。
【符号の説明】
１２・・・オフセット補正データ部
１３・・・アンプゲイン補正データ部
１４・・・横引きノイズデータ抽出部
１５・・・フィルタ処理による残存横引きノイズデータ抽出部
１６・・・画素ゲイン補正データ部
【発明の属する技術分野】
本発明は、Ｘ線画像に生じるノイズを低減するＸ線平面検出器、Ｘ線画像診断装置、及びＸ線画像補正方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来より、人体にＸ線を入射することで人体の各組織によるＸ線吸収差により生成された（人体を透過した後の）２次元Ｘ線画像に対してＸ線検出器を用いて、複数の過程を経ることで電気信号に変換し映像化する技術がＸ線診断装置として利用されている。近年、このＸ線検出器として、Ｘ線平面検出器（以下、ＦＰＤ：Ｆｌａｔ Ｐａｎｅｌ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）を使用したＸ線画像診断装置が製品化されつつある。
【０００３】
このＦＰＤは、複数の画素をマトリクス状に構成したアレイ部を有する。各画素毎に、入射したＸ線による信号を電荷信号に変換するＸ線検出部と、検出された電荷量を蓄積するコンデンサと、このコンデンサから電荷の読み出しを選択する半導体スイッチとが設けられている。
【０００４】
電荷信号の読み出しの際は画素行毎に順次、同一画素行に存在する前記半導体スイッチをＯＮ／ＯＦＦしていく。前記半導体スイッチのＯＮにより取り出された電荷信号は同一画素列毎に設けられた増幅部において電圧信号に変換・増幅され、ディジタル信号として取り出される。
【０００５】
このディジタル信号には入射したＸ線から変換された純粋な信号成分に加えて、オフセット成分、横引きノイズ（画像の行方向に一様で列方向に変動している高周波成分：詳細は後述）が混入されている。さらに、Ｘ線検出部における変換効率のバラツキ及び増幅部における増幅率のバラツキもある。従って、入射したＸ線による純粋な信号のみを取り出すためには、これら混入成分やバラツキ分を補正する必要がある。
【０００６】
実際、これらの問題点のうち、オフセット成分、変換効率のバラツキ、及び増幅率のバラツキについては実際の検査とは別に事前に各補正データを得ることができ、画像補正が行われている。
【０００７】
これに対し、横引きノイズについては事前に補正データを得ることができない。
【０００８】
横引きノイズは、一般的には、前述した同一画素行毎の半導体スイッチをＯＮ／ＯＦＦするための信号（Ｇａｔｅ信号）の時間的な変動が原因と考えられている。同一画素行に存在する半導体スイッチにＯＮ／ＯＦＦ信号を伝達するための配線（以下、Ｇａｔｅ線）と各画素に蓄積された電荷信号を増幅部に転送するための配線（同一画素列で共通に使用）（以下、信号線）とは互いに絶縁配置されている。しかしながら、実際には完全な絶縁状態が確保されず、見かけ上、Ｇａｔｅ線と信号線とのクロス部には浮遊容量が存在することになる。従って、前記Ｇａｔｅ信号の変動、つまりＧａｔｅ信号に乗ってしまっているノイズにより、各画素行の半導体スイッチをＯＮにするタイミング以外の時においても、前記浮遊容量が読み出されてしまい、結果的に各画素に設けられた前記コンデンサから読み出された電荷信号に混入してしまうことになる。このような横引きノイズの性質上、実際の検査中におけるＧａｔｅ信号によってノイズ成分は異なったものになるため、事前に補正データを得ることはできない。
【０００９】
横引きノイズに対処する従来の方法の１つとしては次のようなものが考えられている。
【００１０】
混入される横引きノイズ成分が時間的にランダムであるために事前の収集ができないことから、ＦＰＤの端部等に複数列のＸ線不感画素（以下、Ｄａｒｋ−Ｌｉｎｅ）を設ける。Ｇａｔｅ信号に起因する情報をこのＤａｒｋ−Ｌｉｎｅにおいて得られる信号を利用して取得し、その情報からリアルタイムで画素行毎の１次元の補正データを算出して対処するというものである（例えば、特許文献１参照）。
【００１１】
【特許文献１】
特開２０００−３３０８３号公報 （第４頁、図２）
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】
上述の横引きノイズ補正方法により、ある程度の効果は認められる。しかしながら、画素行毎の１次元補正データを使用した補正であることから、横引きノイズ成分の画素列毎による変動、すなわち、同一画素行であっても列毎にノイズの大きさが異なるという問題点については対応ができていない。
【００１３】
なお、横引きノイズ成分の画素列毎による変動の要因としては、（１）画素列毎の増幅部の増幅率バラツキ補正精度、（２）前記Ｇａｔｅ線と信号線とのクロス部の浮遊容量の違い、（３）Ｇａｔｅ線の抵抗成分による横引きノイズの転送距離による変移、が挙げられる。例えば、上記（３）について考慮すると、大視野サイズのＦＰＤではその補正精度が更に悪くなることが懸念される。
【００１４】
従って、従来行われている横引きノイズの補正方法では画素列毎に変動する横引きノイズ（時間的にランダムな横引きノイズ成分）に対して適切な処理ができず、補正（低減）しきれずに残存してしまったノイズや補正のし過ぎ（過補正）により残存してしまったノイズ（以下、残存横引きノイズ）が画像上に写ってしまい、画像診断において支障を来すという問題があった。
【００１５】
また、従来のＸ線検出部における変換効率のバラツキ補正データは、採取された均一Ｘ線入射画像及びＸ線非入射画像を使用して事前に画素毎のバラツキを算出することで得ていたが、このような方法で得られた変換効率バラツキ補正データの中には、採取された均一Ｘ線入射画像に混入されていた残存横引きノイズにより、横引き状パターンの時間的に固定なアーチファクトが発生してしまう。従って、このような変換効率バラツキ補正データを用いて補正処理された画像にも、横引き状パターンの時間的に固定なアーチファクトが発生してしまうという問題があった。
【００１６】
本発明は上記問題に鑑みてなされたものであり、横引きノイズの補正精度を向上し、従来よりもノイズの少ない、より高画質なＸ線診断画像を提供可能なＸ線平面検出器、Ｘ線画像診断装置、及びＸ線画像補正方法を提供することを目的とする。
【００１７】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために請求項１記載の本発明は、マトリクス状に配置された複数の画素の電荷を読み出すことによって得られた画像に対して、Ｘ線不感画素から得られる信号を用いて横引きノイズ補正を行なうＸ線平面検出器において、前記横引きノイズ補正された第１の画像に対して列方向の高周波成分を除去する第１のフィルタ手段と、前記第１の画像から前記第１のフィルタ手段により得られた画像を減じる第１の減算手段と、この第１の減算手段により得られた減算画像に対して行方向の高周波成分を除去する第２のフィルタ手段と、前記第１の画像から前記第２のフィルタ手段により得られた画像を減じる第２の減算手段とを具備することを特徴とする。
【００２１】
本発明によれば、Ｘ線画像の行方向に一定で列方向に変動しているノイズを低減し、従来よりもノイズの少ない、より高画質なＸ線画像を提供することが可能となる。
【００２２】
【発明の実施の形態】
以下に、図面を参照しながら本発明の実施の形態を説明する。
（第１の実施の形態）
図１は本発明の第１の実施の形態に係るＦＰＤの構成を説明するための図である。
【００２３】
Ｘ線診断装置１は図１に示される各構成からなるＦＰＤを有する。このＦＰＤは、ゲートドライバ２と、マルチプレクサ３と、信号線４と、Ｇａｔｅ線７と信号線４とのクロス部分の浮遊容量５と、半導体スイッチ６と、前記Ｇａｔｅ線７と、Ｘ線検出部８と、コンデンサ９と、増幅系部１０と、Ａ／Ｄ変換器１１と、オフセット補正データ部１２と、アンプゲイン補正データ部１３と、横引きノイズデータ抽出部１４と、フィルタ処理による残存横引きノイズデータ抽出部１５と、画素ゲイン補正データ部１６とから構成されている。
【００２４】
前記浮遊容量５は従来の技術の項でも説明したように、信号線４とＧａｔｅ線７との間は絶縁となるよう施されているものであるが、見かけ上存在してしまう容量であり、意識的に設けられたものでないことは言うまでもない。
【００２５】
また、入射したＸ線による信号を電荷信号に変換するＸ線検出部８と、検出された電荷量を蓄積するコンデンサ９と、このコンデンサ９からの電荷の読み出しを選択する前記半導体スイッチ６とを１つのセットとして１画素が構成されており、この画素はマトリクス状に複数設けられアレイ部を構成する。
【００２６】
各画素の半導体スイッチ６のドレイン端子はアレイ部の各列毎に同一の信号線４により増幅系部１０と接続されている。また、前記半導体スイッチ６のゲート端子はアレイ部の各行毎に同一のＧａｔｅ線７によりゲートドライバ２と接続されている。
【００２７】
このゲートドライバ２からは電荷信号の読み出しの際にパルス状の制御信号（Ｇａｔｅ信号）が出力され、順次、各行毎にＧａｔｅ線７を介してその行における全ての半導体スイッチ６が同時にＯＮされる。なお、当該行のＯＮするタイミングの後は当該行の半導体スイッチ６はＯＦＦされる。
【００２８】
このような各半導体スイッチ６のＯＮにより取り出された電荷信号は同一画素列毎に設けられた前記増幅系部１０において電圧信号に変換・増幅され、前記マルチプレクサ３を介して各行の１画素毎に出力される。出力された信号はＡ／Ｄ変換器１１によりディジタル化され、ディジタル信号として以降の補正処理に供される。
【００２９】
このようにして取り出されたディジタル信号、すなわち以下に説明する補正処理が施されていない（オフセット成分、横引きノイズ成分、ゲインのバラツキを含んだ）画像データはＸ線診断画像として診断に有用な画質を備えるものとなるよう以下の各種補正処理が施される。各種補正処理については図１に加え、本実施の形態に係るＸ線画像の補正手順を説明するための図２も参照しながら説明する。
【００３０】
なお、図２において（Ａ，Ａ），（Ｂ，Ｂ）等は各状態における画像を意味するものであり、全て画像サイズは同じものとする。ただし、（１，ＡＧ）及び（Ｄ，１）についてはそれぞれ１行及び１列からなるものとする（それぞれの列（ＡＧ）及び行（Ｄ）については他の状態における画像のそれと同じ大きさとする）。
【００３１】
補正処理としてはまず初めに前記ディジタル信号に混入されているオフセット成分について補正が行われる。オフセット成分には大きく分けて前記Ｘ線検出部８や前記アレイ部によるオフセット成分と、前記増幅系部１０によるオフセット成分がある。
【００３２】
前者は主に（１）Ｘ線非入射時に蓄積された電荷（２）半導体スイッチ６の特性に起因した他画素のコンデンサ９からの漏れ電荷（３）半導体スイッチ６配線間の浮遊容量に蓄積された電荷が半導体スイッチ６のＯＮ／ＯＦＦに起因し注入されたもの等が含まれている。一方、後者は主に増幅系部１０を構成する回路素子のオフセット分が含まれている。
【００３３】
これらオフセット成分に対する補正データは事前にＸ線非入射画像を数フレームに渡って時間的な加算平均を施すことにより画素毎のオフセット成分を求めることで収集される。事前に収集されたこの補正データ（以下、オフセット補正データ）（ＰＯ，ＰＯ）（ＰＯ：Ｐｉｘｅｌ Ｏｆｆｓｅｔ）はオフセット補正データ部１２に保存される。
【００３４】
前記Ａ／Ｄ変換器１１から出力されたディジタル信号からなる画像データ（Ａ，Ａ）（図２（Ｉ））は前記オフセット補正データ部１２に保存されたオフセット補正データ（ＰＯ，ＰＯ）と引き算される。これにより、オフセット補正が施されたオフセット補正画像（Ｂ，Ｂ）が得られる（図２（ＩＩ））。
【００３５】
次に、増幅系部１０における増幅率のバラツキについて補正が行われる。この増幅率のバラツキは増幅系部１０を構成する回路素子のバラツキによるものと考えられる。このバラツキに対する補正データは、採取された均一Ｘ線入射画像又は均一な電荷信号を何らかの形で前記増幅系部１０に入力したものを使用して、事前に画素列毎に接続されている増幅系部１０毎のバラツキを算出することにより収集される。事前に収集されたこの増幅率バラツキ補正データ（以下、アンプゲイン補正データ）（１，ＡＧ）（ＡＧ：Ａｍｐｌｉｆｉｅｒ Ｇａｉｎ）（１次元データ）はアンプゲイン補正データ部１３に保存される。
【００３６】
前記オフセット補正画像（Ｂ，Ｂ）はこのアンプゲイン補正データ（１，ＡＧ）と掛け算される。これにより、増幅率バラツキ補正が施されたアンプゲイン補正画像（Ｃ，Ｃ）が得られる（図２（ＩＩＩ））。
【００３７】
アンプゲイン補正画像（Ｃ，Ｃ）が得られると、次に横引きノイズについての補正が行われる。ここでの補正については従来の技術の説明として述べた通りである。
【００３８】
すなわち、画像に混入される横引きノイズは時間的にランダムであるために事前に収集ができないため、ＦＰＤ（のアレイ部）の端部等にＤａｒｋ−Ｌｉｎｅを設ける。横引きノイズは同一画像行内では概ね一定の大きさであるため、Ｇａｔｅ信号に起因する情報をこのＤａｒｋ−Ｌｉｎｅにおいて得られる信号を利用して取得する。その取得情報から同一画素行の信号を加算平均する等行うことでリアルタイムに画素列方向への１次元の補正データ（以下、横引きノイズプロファイル）（Ｄ，１）を抽出する。この抽出処理は横引きノイズデータ抽出部１４において行われる（図２（ＩＶ））。
【００３９】
前記アンプゲイン補正画像（Ｃ，Ｃ）はこの抽出された横引きノイズプロファイル（Ｄ，１）と引き算される。これにより、従来から行われている横引きノイズ補正が施された横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）が得られる（図２（Ｖ））。
【００４０】
従来から行われている横引きノイズ補正が施されると、引き続き、本発明に係る横引きノイズ補正（以下、残存横引きノイズ低減処理）が行われる。これは発明が解決しようとする課題の欄で説明したように、従来から行われている横引きノイズ補正ではある程度のノイズ低減は可能であるが、同一画素行であっても列毎にノイズの大きさが異なる（すなわち、同一画素行であっても各列におけるノイズの大きさは一様ではない）という問題点については対応ができておらず、未だノイズが目立ってしまい診断に影響を与えてしまう恐れがあるからである。なお、残存横引きノイズ低減処理については図３を用いて詳細を後述する。
【００４１】
後述する残存横引きノイズ低減処理における残存横引きノイズデータの抽出は、フィルタ処理による残存横引きノイズデータ抽出部１５において行われる。
【００４２】
前記横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）はこの抽出された残存横引きノイズデータと引き算される。これにより、残存横引きノイズ成分が低減された残存横引きノイズ低減処理画像（Ｆ，Ｆ）が得られる（図２（ＶＩ））。
【００４３】
最後に、Ｘ線検出部８における変換効率のバラツキについて補正が行われる。この変換効率のバラツキはＸ線信号を電荷信号に変換する層の膜厚のバラツキ及び膜の組成のバラツキによるものと考えられる。このバラツキに対する補正データは、採取された均一Ｘ線入射画像及びＸ線非入射画像を使用して、事前に画素毎のバラツキを算出することにより収集される。事前に収集されたこのＸ線変換効率バラツキ補正データ（以下、画素ゲイン補正データ）（ＰＧ，ＰＧ）（ＰＧ：Ｐｉｘｅｌ Ｇａｉｎ）は画素ゲイン補正データ部１６に保存される。
【００４４】
前記残存横引きノイズ低減処理画像（Ｆ，Ｆ）はこの画素ゲイン補正データ（ＰＧ，ＰＧ）と掛け算される。これにより、Ｘ線変換効率バラツキ補正が施された画素ゲイン補正画像（Ｇ，Ｇ）が得られる（図２（ＶＩＩ））。
【００４５】
本処理を最後にＦＰＤの画像補正の手順は一般的には終了する。しかしながら、この後、欠陥点の補正プロセスを更に追加する場合も有る。
【００４６】
ここで、上述の残存横引きノイズ低減処理について説明する。図３は本実施の形態に係るＸ線画像の横引きノイズ低減処理の手順を説明するための図である。なお、（Ｅ，Ｅ）、（Ｆ，Ｆ）はそれぞれ前述の図２における横引きノイズ補正画像、残存横引きノイズ低減処理画像を表す。以下、図３に示される各手順における処理の画像例を示す図４乃至図７も参照しながら残存横引きノイズ低減処理について説明する。
【００４７】
まず初めに、前記横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）に対して列方向に高周波成分をカットするフィルタ処理を行う。これは、前記横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）中に残存するノイズ成分は同一画素行内では概ね同じノイズ成分であるが画素行毎にその成分はランダムに（激しく）変化するため高い周波数となっている。
【００４８】
一方、臓器等の診断対象画像については画素行毎の変化はなだらかであるため、その周波数は低いものと考えられる。
【００４９】
従って、周波数の高い成分についてのみカットするようなフィルタ処理を列方向にかけることで、前記横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）中に残存している残存横引きノイズをかなりの割合で低減した画像（Ｅ１，Ｅ１）を得ることができる（図３（ｉ）、図４）。
【００５０】
なお、このフィルタ処理においては、所定周波数成分をカットするために、横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）をフーリエ変換により周波数成分で表された画像に変換し、所定のフィルタ特性（ここでは列方向に高周波カット）による処理を行った後、フーリエ逆変換して前記画像（Ｅ１，Ｅ１）を得ることになる。
【００５１】
しかしながら、上記のような処理を行うのでは処理が複雑となり、また処理時間もかかってしまうため、前記フィルタ特性を予めフーリエ逆変換したフィルタ（以下、オペレータ）を用意し、このオペレータを用いて前記横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）に対してたたみ込み演算をして前記画像（Ｅ１，Ｅ１）を得るようにしてもよい。
【００５２】
この場合、オペレータのフィルタサイズは（２ｎ＋１，１）（ｎは０以上）であり、その一例として例えばｎ＝３の場合について図８に示す。
【００５３】
図８ではｎ＝３すなわち（２ｎ＋１，１）＝（７，１）のサイズのフィルタであり、ｎ０は処理対象の画素に対するものであり、ｎ１はその１つ隣の画素、ｎ２は２つ隣の画素、ｎ３は３つ隣の画素をそれぞれ表している。図８の場合、横引きノイズ以外の信号成分も含まれている場合もあり得ること、また処理対象画素の情報を重要視するという意味から、その処理対象画素に対して一番の重み付けを行えるように係数設定し、前後３つずつの画素を含めた平均化フィルタ処理を行うことになる。このフィルタ処理は各画素を処理対象画素として順次行う。
【００５４】
なお、ｎの値は大きい方がより正確なフィルタ処理を行うという意味で好ましいが、実際には横引きノイズの特性や処理速度等を考慮して設定されるべき値である。また、重み付けの仕方やその値も適宜設定し得ることは言うまでもない。
【００５５】
図３（ｉ）の手順により得られた画像（Ｅ１，Ｅ１）は残存横引きノイズが低減された画像ではあるが、本来必要とする臓器等の診断対象画像についても上述のフィルタ処理により情報が欠落してしまっている。従って、この画像（Ｅ１，Ｅ１）を残存横引きノイズ低減処理画像（Ｆ，Ｆ）とするのは好ましくない。従って、以下の手順を引き続き実行する必要がある。
【００５６】
画像（Ｅ１，Ｅ１）が得られると、前記横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）からこの画像（Ｅ１，Ｅ１）が引き算される。これにより、画像（Ｅ２，Ｅ２）が得られる（図３（ｉｉ）、図５）。この画像（Ｅ２，Ｅ２）はもともと横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）が含んでいた残存横引きノイズの他に、画像（Ｅ１，Ｅ１）から欠落していた診断対象の画像情報（画素行方向のみのＸ線信号画像）も含むものである。ここに含まれる画像情報は診断対象画像の輪郭を示すような情報となる。
【００５７】
次に、前記画像（Ｅ２，Ｅ２）に対して行方向に高周波成分をカットするフィルタ処理を行う。本フィルタ処理は、同一画素行に渡っては、概ね同じ成分であるという横引きノイズの特性を利用して、前記画像（Ｅ２，Ｅ２）中に含まれる前記診断対象の画像情報（画素行方向のみのＸ線信号画像）を除去する為に行われる。
【００５８】
このフィルタ処理により、前記画像（Ｅ２，Ｅ２）中に含まれていた前記診断対象の画像情報が除去された画像、すなわち残存横引きノイズのみを有する画像（Ｅ３，Ｅ３）を得る（残存横引きノイズデータを抽出する）ことができる（図３（ｉｉｉ）、図６）。
【００５９】
フィルタ処理についてはフーリエ変換等を実施する方法もあるが、ここでは前述の図３（ｉ）の手順で説明したのと同じようにオペレータを用いて前記画像（Ｅ２，Ｅ２）に対してたたみ込み演算をすることにより画像（Ｅ３，Ｅ３）を得る場合について説明する。
【００６０】
図３（ｉｉｉ）の手順においてたたみ込み演算に使用するオペレータのフィルタサイズは（１，２ｍ＋１）（ｍは０以上）であり、その一例として例えばｍ＝３の場合について図９に示す。
【００６１】
図９ではｍ＝３すなわち（１，２ｍ＋１）＝（１，７）のサイズのフィルタである。図８の場合と異なり、本フィルタ処理においては処理対象の画素やその隣接画素の区別なくｍ０＝１／７、すなわち均等な重み付けを行う。
【００６２】
つまり、本フィルタ処理は画素行方向に対する単純平均化フィルタ処理となる。これは、単純平均化により、前記診断対象の画像情報（画素行方向のみのＸ線信号画像）については診断対象画像の輪郭を示すような情報であるため平均化によりその輪郭部分が平滑化されて結果的に除去される一方で、残存横引きノイズについては同一画素行に渡っては概ね同じ成分であるという横引きノイズの特性から、単純平均化フィルタ処理を施してもそのままノイズ情報が残るという効果を考えてのものである。
【００６３】
実際の臨床画像上、数百列に渡った１行のＸ線信号画像は殆ど無く本フィルタ処理により横引きノイズ成分から分離することができる。よって、上記ｍは実際の臨床画像でのＸ線信号画像の特性から設定されるべき値である。
【００６４】
また、前記平均化処理では、画像欠落等により１画素でも飛びぬけた信号値を示す画素が有れば正しく処理されない弊害が有るため、閾値を設定しての平均されるべき信号値を選択する処理が必要である。
【００６５】
最後に、上記のようにして得られた前記画像（Ｅ３，Ｅ３）には残存横引きノイズ成分のみが含まれているため、これを横引きノイズ補正画像（Ｅ，Ｅ）から引き算することにより、残存横引きノイズ成分を低減した画像（残存横引きノイズ低減処理画像）（Ｆ，Ｆ）を得ることができる（図３（ｉｖ）、図７）。
【００６６】
この残存横引きノイズ低減処理画像（Ｆ，Ｆ）は前述の図２（ＶＩＩ）の手順において画素ゲイン補正データ（ＰＧ，ＰＧ）と掛け算されて、最終的により良い画質のＸ線診断画像（画素ゲイン補正画像）（Ｇ，Ｇ）となる。
（第２の実施の形態）
第１の実施の形態では、残存横引きノイズ低減処理画像（Ｆ，Ｆ）と掛け算される画素ゲイン補正データ（ＰＧ，ＰＧ）について、従来ある方法により得られるものを利用することを前提に説明した。
【００６７】
しかしながら、折角、前記第１の実施の形態において残存横引きノイズの低減処理がなされた画像を作り出しても、最後のＸ線変換効率バラツキ補正の際に横引きノイズを含む画素ゲイン補正データ（ＰＧ，ＰＧ）を用いるのでは第１の実施の形態として説明した残存横引きノイズ低減処理の効果を十分に生かせない場合も有り得る。
【００６８】
実際、発明が解決しようとする課題の欄でも記載したように、画素ゲイン補正データ（ＰＧ，ＰＧ）内に残存横引きノイズが混入していると、この画素ゲイン補正データ（ＰＧ，ＰＧ）と残存横引きノイズ低減処理画像（Ｆ，Ｆ）を掛け算して得られる画素ゲイン補正画像（Ｇ，Ｇ）には横引き状パターンの時間的に固定なアーチファクトが生じてしまうという問題がある。
【００６９】
そこで、本発明に係る残存横引きノイズ低減処理方法を画素ゲイン補正データの作成に対しても適用することにより、より良い画質のＸ線診断画像を提供することが可能となる。この場合について、図１０及び図１１を用いて以下に説明する。
【００７０】
図１０は本発明の第２の実施の形態に係るＸ線画像の補正手順を説明するための図であり、画素ゲイン補正データを作成するにあたり、その基礎となるＸ線診断画像についてより高画質なものにするために各種補正を初め残存横引きノイズ低減処理を施す手順を説明するための図である。
【００７１】
図１０については基本的に図２と類似しており、図１０の（１）〜（６）は図２の（Ｉ）〜（ＶＩ）に対応している。
【００７２】
前記第１の実施の形態との相違点の１つとして、画素ゲイン補正データ用に用いられるＸ線診断画像は被写体無しの均一Ｘ線入射画像となる。この均一Ｘ線入射画像（ＡＡ，ＡＡ）（図１０（１））はオフセット補正データ（ＰＯ’，ＰＯ’）と引き算される。これにより、オフセット補正が施されたオフセット補正画像（ＢＢ，ＢＢ）が得られる（図１０（２））。
【００７３】
なお、前記均一Ｘ線入射画像（ＡＡ，ＡＡ）は横引きノイズを含む時間的にランダムなノイズを低減する意味でも、数フレームに渡って時間的な加算平均を施されたものであることが望ましい。
【００７４】
次に、このオフセット補正画像（ＢＢ，ＢＢ）はアンプゲイン補正データ（１，ＡＧ’）と掛け算される。これにより、増幅率バラツキ補正が施されたアンプゲイン補正画像（ＣＣ，ＣＣ）が得られる（図１０（３））。
【００７５】
この後、抽出された横引きノイズプロファイル（Ｄ’，１）（図１０（４））が前記アンプゲイン補正画像（ＣＣ，ＣＣ）から引き算される。これにより、横引きノイズ補正が施された横引きノイズ補正画像（ＥＥ，ＥＥ）が得られる（図１０（５））。
【００７６】
前記横引きノイズ補正画像（ＥＥ，ＥＥ）は抽出された残存横引きノイズデータと引き算される（後述）。これにより、残存横引きノイズ成分が低減された残存横引きノイズ低減処理画像（ＦＦ，ＦＦ）が得られる（図１０（６））。
【００７７】
得られた残存横引きノイズ低減処理画像（ＦＦ，ＦＦ）はＸ線非入射画像と共に用いられて、画素ゲイン補正データ（ＰＧ’，ＰＧ’）が作成される（図１０（７））。
【００７８】
前記残存横引きノイズ低減処理画像（ＦＦ，ＦＦ）の作成にあたっては、基本的に図３に示される手順と同様にして行われることになる。ただし、画素ゲイン補正データにおける残存横引きノイズの低減においては、図３（ｉ）のフィルタ処理において第１の実施の形態のように重み付けフィルタを用いても良いが、被写体無しの均一Ｘ線画像を用いているため、単純平均化フィルタを使用してもよい。
【００７９】
図１１はオペレータを用いて横引きノイズ補正画像（ＥＥ，ＥＥ）の画素列方向にたたみ込み演算による単純平均化フィルタ処理を施す場合のフィルタ（オペレータ）の一例を示す図である。
【００８０】
オペレータのフィルタサイズは（２ｎ’＋１，１）（ｎは０以上）であり、その一例として例えばｎ’＝３の場合について図１１に示す。
【００８１】
図１１ではｎ’＝３すなわち（２ｎ’＋１，１）＝（７，１）のサイズのフィルタである。第１の実施の形態における図８の場合と異なり、本フィルタ処理においては処理対象の画素やその隣接画素の区別なくｎ’０＝１／７、すなわち均等な重み付けとなっている。これは以下の理由による。
【００８２】
画像ゲイン補正データ作成用の元となる画像は被写体が無い状態での均一Ｘ線入射画像である。一方でＸ線変換効率のバラツキは図２（ＶＩＩ）についての説明の際に記載したような発生原因からして、広範囲に渡って緩やかにその変動効率が変化しているものと考えられる。従って、残存横引きノイズ成分を低減するには、より効果の大きい、単純平均化フィルタの方が望ましいということになる。
【００８３】
また、ｎ’は前述のようにＸ線信号画像が無いため、処理速度の面で許容できれば大きい方がより効果的である。
【００８４】
以上説明したように、本発明の第２の実施の形態によれば、画素ゲイン補正データの作成において、均一Ｘ線入射画像（ＡＡ，ＡＡ）に対してオフセット補正（図１０（２））、増幅率バラツキ補正（図１０（３））、横引きノイズ補正（図１０（５））、及び残存横引きノイズ低減処理（図１０（６））が行われた画像（残存横引きノイズ低減処理画像（ＦＦ，ＦＦ））を基礎とすることにより、このようにして得られた画素ゲイン補正データを掛け合わせて得られた画素ゲイン補正画像（Ｘ線診断画像）において、従来でのＸ線診断画像に現れていた横引き状パターンの時間的に固定なアーチファクトを低減することが可能となる。
【００８５】
さらに、本実施の形態で得られた画素ゲイン補正データ（ＰＧ’，ＰＧ’）を前記第１の実施の形態における画素ゲイン補正データ（ＰＧ，ＰＧ）（図２（ＶＩＩ））として使用すれば、時間的にランダムな残存横引きノイズ及び横引き状パターンの時間的に固定なアーチファクトが低減されたより高画質のＸ線診断画像を得ることが可能となる。従って、Ｘ線診断画像に対する読影の効率と正確性が向上し、誤診防止を図ることが可能になる。
（第３の実施の形態）
第１の実施の形態では本発明の残存横引きノイズ低減処理の対象画像として、オフセット補正、増幅率バラツキ補正、及び横引きノイズ補正の各補正が施されたものであったが、本発明はこの場合に限られるものではない。
【００８６】
図１２は本発明の第３の実施の形態に係るＸ線画像の補正手順を説明するための図である。同図における点線部分に係る補正処理、すなわち、増幅率バラツキ補正及び横引きノイズ補正は、その処理を施す前の画像に含まれるノイズ量によっては省略してもよいことを示す。
【００８７】
従って、オフセット補正画像（Ｂ，Ｂ）において増幅率バラツキや横引きノイズが目立つものではない（各補正処理を施す必要が無い程度）と判断される時は、これらの補正処理を施さなくてもよい場合がある。この場合、オフセット補正画像（Ｂ，Ｂ）に対して本発明の残存横引きノイズ低減処理（図１２（ＶＩ）において（Ｅ，Ｅ）は（Ｂ，Ｂ）と読み替える）を施すようにしてもよい。
【００８８】
また、同様に、アンプゲイン補正画像（Ｃ，Ｃ）において横引きノイズが目立つものではない（横引きノイズ補正処理を施す必要が無い程度）と判断される時は、横引きノイズ補正処理を施さなくてもよい場合がある。この場合、アンプゲイン補正画像（Ｃ，Ｃ）に対して本発明の残存横引きノイズ低減処理（図１２（ＶＩ）において（Ｅ，Ｅ）は（Ｃ，Ｃ）と読み替える）を施すようにしてもよい。
【００８９】
実際、横引きノイズ補正については、横引きノイズが元々目立つものではない場合に同補正を施すと、その補正による残存横引きノイズがかえって元の横引きノイズよりも大きくなってしまう場合がある。従って、このような場合は、横引きノイズ補正を施さずに本発明による横引きノイズ低減処理を施すことが好ましい。
【００９０】
以上説明した本発明の実施の形態によれば、Ｘ線診断画像において従来除去しきれずに残存していた時間的にランダムな残存横引きノイズを低減することができる。
【００９１】
また、画素ゲイン補正データにおける残存横引きノイズについても低減することができるので、従来生じていた画素ゲイン補正データに含まれる残存横引きノイズの影響による、Ｘ線診断画像における横引き状パターンのアーチファクトの発生を低減することができる。
【００９２】
従って、Ｘ線診断画像の画質向上を図ることができるので、画像不鮮明による誤読影や必要以上に読影時間がかかってしまうことを防止し、誤診防止と読影効率の向上を図ることが可能になる。
【００９３】
なお、以上説明した本発明の実施の形態は、本発明の理解を容易にするために記載されたものであって、本発明を限定するために記載されたものではない。従って、上記各実施の形態に開示された各要素は、本発明の技術的範囲に属する全ての設計変更や均等物をも含む趣旨である。
【００９４】
【発明の効果】
Ｘ線画像診断装置のＸ線検出器としてＸ線平面検出器を用いる場合において、Ｘ線画像の行方向に一定で列方向に変動しているノイズの補正精度を向上し、従来よりもノイズの少ない、より高画質なＸ線診断画像を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明の第１の実施の形態に係るＸ線平面検出器の構成を説明するための図。
【図２】 本発明の第１の実施の形態に係るＸ線画像の補正手順を説明するための図。
【図３】 本発明の第１の実施の形態に係るＸ線画像のノイズ低減処理の手順を説明するための図。
【図４】 図３に示される第１の手順における処理の画像の例を示す図。
【図５】 図３に示される第２の手順における処理の画像の例を示す図。
【図６】 図３に示される第３の手順における処理の画像の例を示す図。
【図７】 図３に示される第４の手順における処理の画像の例を示す図。
【図８】 本発明の第１の実施の形態の場合の図３に示される第１の手順におけるフィルタの一例を示す図。
【図９】 本発明の第１の実施の形態の場合の図３に示される第３の手順におけるフィルタの一例を示す図。
【図１０】 本発明の第２の実施の形態に係るＸ線画像の補正手順を説明するための図。
【図１１】 本発明の第２の実施の形態の場合の図３に示される第１の手順におけるフィルタの一例を示す図。
【図１２】 本発明の第３の実施の形態に係るＸ線画像の補正手順を説明するための図。
【符号の説明】
１２・・・オフセット補正データ部
１３・・・アンプゲイン補正データ部
１４・・・横引きノイズデータ抽出部
１５・・・フィルタ処理による残存横引きノイズデータ抽出部
１６・・・画素ゲイン補正データ部
Claims (7)
- マトリクス状に配置された複数の画素の電荷を読み出すことによって得られた画像に対して、Ｘ線不感画素から得られる信号を用いて横引きノイズ補正を行なうＸ線平面検出器において、
前記横引きノイズ補正された第１の画像に対して列方向の高周波成分を除去する第１のフィルタ手段と、
前記第１の画像から前記第１のフィルタ手段により得られた画像を減じる第１の減算手段と、
この第１の減算手段により得られた減算画像に対して行方向の高周波成分を除去する第２のフィルタ手段と、
前記第１の画像から前記第２のフィルタ手段により得られた画像を減じる第２の減算手段とを具備することを特徴とするＸ線平面検出器。 - 前記第１のフィルタ手段は行方向のフィルタ処理を行わないことを特徴とする請求項１に記載のＸ線平面検出器。
- 前記第１のフィルタ手段は行方向に一定で列方向に変動している高周波成分を除去することを特徴とする請求項１に記載のＸ線平面検出器。
- 前記第１のフィルタ手段は重み付けフィルタであることを特徴とする請求項１に記載のＸ線平面検出器。
- 前記第２のフィルタ手段は単純平均化フィルタであることを特徴とする請求項１に記載のＸ線平面検出器。
- 前記画素における電荷を読み出すことによって得られた画像に対してオフセット補正を施すオフセット補正手段を具備し、
前記第１の画像はこのオフセット補正手段によりオフセット補正された画像であることを特徴とする請求項１に記載のＸ線平面検出器。 - 前記画素における電荷を読み出すことによって得られた画像に対してゲイン補正を施すゲイン補正手段を具備し、
前記第１の画像はこのゲイン補正手段によりゲイン補正された画像であることを特徴とする請求項１に記載のＸ線平面検出器。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2002265054A JP4377571B2 (ja) | 2001-09-11 | 2002-09-11 | Ｘ線平面検出器、ｘ線画像診断装置、及びｘ線画像補正方法 |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001-275700 | 2001-09-11 | ||
| JP2001275700 | 2001-09-11 | ||
| JP2002265054A JP4377571B2 (ja) | 2001-09-11 | 2002-09-11 | Ｘ線平面検出器、ｘ線画像診断装置、及びｘ線画像補正方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003204955A JP2003204955A (ja) | 2003-07-22 |
| JP4377571B2 true JP4377571B2 (ja) | 2009-12-02 |
Family
ID=27666252
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2002265054A Expired - Fee Related JP4377571B2 (ja) | 2001-09-11 | 2002-09-11 | Ｘ線平面検出器、ｘ線画像診断装置、及びｘ線画像補正方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP4377571B2 (ja) |
Families Citing this family (23)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7091491B2 (en) * | 2004-05-14 | 2006-08-15 | General Electric Company | Method and means for reducing electromagnetic noise induced in X-ray detectors |
| JP2006098126A (ja) * | 2004-09-28 | 2006-04-13 | Toyota Motor Corp | ワーク面キズ検査装置 |
| JP4761804B2 (ja) * | 2005-03-28 | 2011-08-31 | 東芝Ｉｔコントロールシステム株式会社 | 放射線検査装置及び放射線検査方法 |
| JP2009074988A (ja) * | 2007-09-21 | 2009-04-09 | Fujifilm Corp | 放射線画像処理装置 |
| JP5538684B2 (ja) | 2008-03-13 | 2014-07-02 | キヤノン株式会社 | 画像処理装置、画像処理方法、プログラム、及び記憶媒体 |
| JP5155020B2 (ja) * | 2008-05-30 | 2013-02-27 | 富士フイルム株式会社 | 放射線画像撮像装置及び放射線画像撮像方法 |
| EP2312830A4 (en) * | 2008-07-24 | 2012-11-14 | Shimadzu Corp | LIGHT OR RADIATION IMAGE RECORDING DEVICE |
| JP5315157B2 (ja) | 2009-07-27 | 2013-10-16 | キヤノン株式会社 | 情報処理装置、ライン状ノイズ低減処理方法、及びプログラム |
| JP5302838B2 (ja) * | 2009-09-30 | 2013-10-02 | 富士フイルム株式会社 | 画像処理装置、画像処理方法、画像処理プログラム、および、ｘ線画像撮影装置 |
| JP5543194B2 (ja) | 2009-12-24 | 2014-07-09 | キヤノン株式会社 | 情報処理装置、処理方法及びプログラム |
| JP2012030039A (ja) * | 2010-07-09 | 2012-02-16 | Fujifilm Corp | 放射線撮影システム及びその画像処理方法 |
| JP2013106131A (ja) * | 2011-11-11 | 2013-05-30 | Hitachi Consumer Electronics Co Ltd | 画像処理装置 |
| JP6202855B2 (ja) * | 2013-03-29 | 2017-09-27 | キヤノン株式会社 | 画像処理装置、画像処理装置の制御方法、及びプログラム |
| JP2013200901A (ja) * | 2013-07-08 | 2013-10-03 | Canon Inc | 情報処理装置、情報処理装置の制御方法及びプログラム |
| JP5847879B2 (ja) * | 2014-05-01 | 2016-01-27 | キヤノン株式会社 | 画像処理装置、画像処理方法、プログラム、及び記憶媒体 |
| JP6451400B2 (ja) * | 2015-02-26 | 2019-01-16 | コニカミノルタ株式会社 | 画像処理システム及び画像処理装置 |
| US9508127B1 (en) * | 2015-06-30 | 2016-11-29 | Konica Minolta Laboratory U.S.A., Inc. | Processing for creating a transmission image without artificial noises |
| JP6485278B2 (ja) * | 2015-08-07 | 2019-03-20 | 株式会社島津製作所 | 画像処理方法およびｘ線透視撮影装置 |
| JP2016027932A (ja) * | 2015-11-26 | 2016-02-25 | キヤノン株式会社 | 画像処理装置、画像処理方法、プログラム、及び記憶媒体 |
| JP6570667B2 (ja) * | 2018-01-11 | 2019-09-04 | キヤノン株式会社 | 画像処理装置、画像処理方法、及び画像処理システム |
| US11402517B2 (en) * | 2018-07-11 | 2022-08-02 | Nihon Kessho Kogaku Co., Ltd. | Radiation detector, radiation inspecting device, and method for processing radiation detection signal |
| JP7302317B2 (ja) * | 2019-06-13 | 2023-07-04 | コニカミノルタ株式会社 | 放射線画像処理装置、放射線画像処理方法及び放射線検出装置 |
| JP2022082348A (ja) * | 2020-11-20 | 2022-06-01 | 株式会社日立製作所 | 画像処理装置、画像処理方法および画像処理プログラム |
-
2002
- 2002-09-11 JP JP2002265054A patent/JP4377571B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2003204955A (ja) | 2003-07-22 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP4377571B2 (ja) | Ｘ線平面検出器、ｘ線画像診断装置、及びｘ線画像補正方法 | |
| EP2293239B1 (en) | Line noise reduction apparatus and method | |
| JP2005199061A (ja) | 最小誤差時空間再帰フィルタを使用する画像ノイズ低減のためのシステム及び方法 | |
| CN101510298A (zh) | 一种ct伪影的综合校正方法 | |
| EP1176553A2 (en) | Image processing apparatus, image processing method, and recording medium | |
| CN101915901A (zh) | 磁共振成像方法及装置 | |
| CN108109123A (zh) | 一种图像去噪方法 | |
| US9214012B2 (en) | Apparatus and method for image processing and storage medium | |
| CN110916708A (zh) | 一种ct扫描投影数据伪影校正方法、ct图像重建方法 | |
| CN109709597B (zh) | 平板探测器的增益校正方法 | |
| JP6215011B2 (ja) | Ｘ線診断装置 | |
| US8369643B2 (en) | Image processing method, image processing apparatus, and image processing program | |
| US6819740B2 (en) | X-ray diagnosis apparatus having a flat panel detector for detecting an X-ray image | |
| JP3700798B2 (ja) | 画像処理方法および装置 | |
| KR20110020969A (ko) | 단층촬영 시스템과 토모신세시스 시스템에서 평판형 엑스선 감지기의 불량화소로 인한 영상 아티팩트 제거 방법 및 장치 | |
| Anas et al. | High-quality 3D correction of ring and radiant artifacts in flat panel detector-based cone beam volume CT imaging | |
| US20050123184A1 (en) | Signal-adaptive noise reduction in digital radiographic images | |
| CN111685782A (zh) | 放射线成像装置、图像处理装置及方法和存储介质 | |
| JP3783116B2 (ja) | 放射線画像強調処理方法および装置 | |
| JP4026905B2 (ja) | 原画像の補正方法 | |
| JP4242100B2 (ja) | Ｘ線診断装置およびｘ線診断装置におけるコメットアーチファクトの補正方法 | |
| JP2016201634A (ja) | 撮像装置、撮像方法及びプログラム | |
| JP5424580B2 (ja) | 画像処理装置および画像処理装置の作動方法ならびにプログラム | |
| JP4805447B2 (ja) | Ｘ線コンピュータ断層撮影装置 | |
| WO2009004571A1 (en) | Method and apparatus for image reconstruction |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| RD02 | Notification of acceptance of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422 Effective date: 20050427 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20050620 |
|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20050831 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20080820 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20080826 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20081008 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20090203 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20090406 |
|
| A911 | Transfer to examiner for re-examination before appeal (zenchi) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A911 Effective date: 20090417 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20090818 |
|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20090911 |
|
| R151 | Written notification of patent or utility model registration |
Ref document number: 4377571 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R151 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120918 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120918 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130918 Year of fee payment: 4 |
|
| S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313114 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117 |
|
| R371 | Transfer withdrawn |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R371 |
|
| S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313114 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| S533 | Written request for registration of change of name |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |