JP6362914B2 - Ｘ線診断装置及び画像処理装置 - Google Patents

Description

本発明の実施の形態は、Ｘ線診断装置及び画像処理装置に関する。

従来、Ｘ線診断装置においては、被検体内で生じた散乱Ｘ線（散乱線）を除去するために、Ｘ線検出器の検出面側にグリッドが配置される。例えば、グリッドは、Ｘ線を吸収する鉛箔と、Ｘ線吸収の少ない中間物質（例えば、アルミニウムやファイバーなど）とが交互に配置され、鉛箔が散乱線を吸収することで散乱線を除去する。ここで、グリッドは、所定の格子密度（単位長さあたりの鉛箔数）となるように鉛箔と中間物質とが配置される。

Ｘ線診断装置においては、Ｘ線検出器としてＦＰＤ（Flat Panel Detector）を用いた場合、ＦＰＤの画素とグリッドの格子による干渉縞がＸ線画像に生じる場合がある。かかる干渉縞は、偽像としてＸ線画像の診断能を低下させることとなる。そこで、このような干渉縞の発生を抑止する手法として、いくつかの手法が知られている。例えば、グリッドの格子密度をＦＰＤの画素ピッチに一致させたり、ＦＰＤでも入力信号を変換できない程度の高い格子密度を有するグリッドを用いたりする方法などが知られている。しかしながら、上述した従来技術においては、画質を維持しつつ、被曝を低減させることが困難となる場合があった。

特開平５−２４４５０８号公報

本発明が解決しようとする課題は、画質を維持しつつ、被曝を低減させることを可能にするＸ線診断装置及び画像処理装置を提供することである。

実施の形態のＸ線診断装置は、Ｘ線発生器と、平面検出器と、グリッドと、変換部と、干渉縞除去処理部と、ノイズ低減処理部と、生成部と、補正処理部とを備える。Ｘ線発生器は、Ｘ線を発生させる。平面検出器は、前記Ｘ線を検出する。グリッドは、前記Ｘ線発生器と前記平面検出器との間に備えられる。変換部は、前記グリッドを透過して前記平面検出器によって検出されたＸ線に基づく原画像データを複数の周波数帯域データに変換する。干渉縞除去処理部は、前記複数の周波数帯域データのうち少なくとも一つに含まれる干渉縞を除去する。ノイズ低減処理部は、前記複数の周波数帯域データに含まれるノイズを低減する。生成部は、前記各処理部による処理後の複数の周波数帯域データを加算することで画像データを生成する。補正処理部は、前記グリッドを透過したＸ線に含まれる散乱線成分と、前記グリッドよりも散乱線が除去される仮想的なグリッドを透過した場合のＸ線に含まれる散乱線成分とに基づいて、前記画像データの散乱線成分を補正する。

図１は、第１の実施形態に係るＸ線画像診断システムの一例を説明するための図である。 図２は、第１の実施形態に係るＸ線診断装置の構成の一例を示す図である。 図３は、グリッドについて説明するための図である。 図４は、第１の実施形態に係るグリッドの格子密度を説明するための図である。 図５は、第１の実施形態に係るグリッドの一例を示す図である。 図６は、第１の実施形態に係る画像補正部の構成の一例を示す図である。 図７は、第１の実施形態に係るノイズを説明するための図である。 図８Ａは、第１の実施形態に係る周波数帯域データ生成部による処理結果の一例を示す図である。 図８Ｂは、第１の実施形態に係る周波数帯域データ生成部による処理結果の一例を示す図である。 図９Ａは、第１の実施形態に係る干渉縞除去処理部による干渉縞除去処理を説明するための図である。 図９Ｂは、第１の実施形態に係る干渉縞除去処理部による干渉縞除去処理を説明するための図である。 図１０は、第１の実施形態に係るＸ線画像データを構成する複数の画素値の分布の一例を示す図である。 図１１は、第１の実施形態に係る散乱成分推定処理部の処理対象となる画像データについて説明するための図である。 図１２は、第１の実施形態に係る解像度補正処理部による処理の一例を示す図である。 図１３は、第１の実施形態に係るＸ線診断装置による処理の手順を示すフローチャートである。 図１４は、第２の実施形態に係る散乱成分推定処理部による処理を説明するための図である。

以下、添付図面を参照して、Ｘ線診断装置及び画像処理装置の実施形態を詳細に説明する。以下では、本願に係るＸ線診断装置を含むＸ線画像診断システムを一例に挙げて説明する。また、以下では、本願に係るＸ線診断装置として、消化管、泌尿器、整形、ＩＶＲ（Interventional Radiology）などの検査及び治療が実施されるＸ線診断装置を一例に挙げて説明する。なお、本願に係る実施形態はこれに限定されるものではない。

（第１の実施形態）
まず、図１を用いて、第１の実施形態に係るＸ線画像診断システムの一例を説明する。図１は、第１の実施形態に係るＸ線画像診断システムの一例を説明するための図である。例えば、第１の実施形態に係るＸ線画像診断システムは、図１に示すように、Ｘ線管、天板、Ｘ線検出器などを備えるＸ線診断装置本体と、透視モニタなどを備える近接操作卓と、画像処理装置、システムモニタ、透視モニタなどを備える遠隔操作卓とが相互に接続される。例えば、操作室にいる操作者が、遠隔操作卓を操作することで患者（被検体）を乗せた天板を起倒させたり、Ｘ線管、Ｘ線可動絞りなどの映像系を上下動させたりするなどの動作を装置本体に実行させると同時に、透視や撮影を行わせる。そして、操作者は、遠隔操作卓に備えられた透視モニタに表示された透視画像や、システムモニタに表示された撮影画像、透視画像などを観察する。また、例えば、検査室にいる操作者が、近接操作卓を操作することで装置本体に対して上述した処理と同様の処理を実行させて、近接操作卓に備えられた透視モニタや、検査室モニタに表示された各種画像を観察する。

次に、第１の実施形態に係るＸ線診断装置の構成の一例を説明する。図２は、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１の構成の一例を示す図である。Ｘ線診断装置１は、例えば、図２に示すように、装置本体１００と遠隔操作卓２００とを備える。装置本体１００は、図２に示すように、高電圧発生器１１と、Ｘ線管１２と、Ｘ線可動絞り１３と、天板１４と、グリッド１５と、ＦＰＤ（Flat Panel Detector）１６と、天板移動機構１７と、天板機構制御部１８と、絞り制御部１９と、Ｘ線制御部２０とを備え、例えば、検査室に配置される。遠隔操作卓２００は、図２に示すように、画像処理装置２００ａと、入力部２１０と、表示部２２０とを有し、例えば、操作室に配置される。

なお、図示していないが、Ｘ線診断装置１は、被検体に挿入されたカテーテルから造影剤を注入するためのインジェクターなどが接続される場合もある。また、図示していないが、近接操作卓は、透視モニタを有し、Ｘ線診断装置１によって生成された画像を表示するとともに、Ｘ線診断装置１を操作する各種操作を受け付ける。具体的には、近接操作卓は、有線又は無線通信によりＸ線診断装置１と接続され、入力部を介して受け付けた操作の情報をＸ線診断装置１に送信することで、遠隔操作卓２００のシステム制御部２９０に各種制御を実行させる。

高電圧発生器１１は、Ｘ線制御部２０による制御の下、高電圧を発生し、発生した高電圧をＸ線管１２に供給する。Ｘ線管１２は、高電圧発生器１１から供給される高電圧を用いて、Ｘ線を発生する。

Ｘ線可動絞り１３は、絞り制御部１９による制御の下、Ｘ線管１２が発生したＸ線を、被検体の関心領域に対して選択的に照射されるように絞り込む。例えば、Ｘ線可動絞り１３は、スライド可能な４枚の絞り羽根を有する。Ｘ線可動絞り１３は、絞り制御部１９による制御の下、これらの絞り羽根をスライドさせることで、Ｘ線管１２が発生したＸ線を絞り込んで被検体に照射させる。天板１４は、被検体を載せるベッドであり、図示しない寝台の上に配置される。

グリッド１５は、天板１４とＦＰＤ１６との間に配置され、被検体を透過したＸ線に含まれる散乱線の一部を除去する。例えば、グリッド１５は、Ｘ線を吸収する鉛箔とＸ線吸収の少ない中間物質とが交互に配置される。ここで、グリッド１５は、各鉛箔がグリッド面に鉛直な方向でグリッドの中心線上にある点に向けて傾斜させた集束グリッド、或いは、各鉛箔が平行に配置された平行グリッドである。ＦＰＤ１６は、グリッド１５を透過したＸ線を検出する。例えば、ＦＰＤ１６は、マトリックス状に配列された検出素子を有する。各検出素子は、グリッド１５を透過したＸ線を電気信号に変換して蓄積し、蓄積した電気信号を遠隔操作卓２００のＡ（Analog）／Ｄ（Digital）変換部２３０に送信する。

天板移動機構１７は、天板機構制御部１８による制御の下、天板１４を移動させたり、起倒させたりするための機構である。天板機構制御部１８は、後述する遠隔操作卓２００のシステム制御部２９０による制御の下、天板移動機構１７を制御することで、天板１４の移動及び起倒を調整する。絞り制御部１９は、後述する遠隔操作卓２００のシステム制御部２９０による制御の下、Ｘ線可動絞り１３が有する絞り羽根の開度を調整することで、被検体に対して照射されるＸ線の照射範囲を制御する。

Ｘ線制御部２０は、後述する遠隔操作卓２００のシステム制御部２９０による制御の下、高電圧発生器１１に高電圧を発生させ、発生させた高電圧をＸ線管１２に供給させる。例えば、Ｘ線制御部２０は、システム制御部２９０から供給されるＸ線照射条件や、後述する画素値演算部２４０から供給される画素値情報などに基づいて高電圧発生器１１の印加電圧、印加時間、印加タイミングなどを制御することにより、Ｘ線管１２の管電流、管電圧、Ｘ線照射時間、Ｘ線照射タイミング、パルス幅などを制御する。

入力部２１０は、操作室に配置され、Ｘ線診断装置１を操作する操作者から各種指示を受け付ける。例えば、入力部２１０は、マウス、キーボード、ボタン、トラックボール、ジョイスティック、タッチパネルなどを有する。入力部２１０は、操作者から受け付けた指示を、後述するシステム制御部２９０に転送する。

表示部２２０は、Ｘ線診断装置１によって生成された画像を表示するとともに、操作者の指示を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）などを表示する。例えば、表示部２２０は、図１に示す透視モニタ、或いは、システムモニタである。

画像処理装置２００ａは、図２に示すように、Ａ／Ｄ変換部２３０と、画素値演算部２４０と、画像データ生成部２５０と、画像データ記憶部２６０と、画像処理部２７０と、画像補正部２８０と、システム制御部２９０とを有する。Ａ／Ｄ変換部２３０は、ＦＰＤ１６に接続され、ＦＰＤ１６から入力されたアナログ信号をデジタル信号に変換し、変換したデジタル信号（投影データ）を画像データ生成部２５０に転送する。

画素値演算部２４０は、画像データ生成部２５０から供給される原画像データに対して所定の関心領域を設定し、設定した関心領域の平均画素値を算出する。そして、画素値演算部２４０は、算出した平均画素値と所定の閾値との比較結果をＸ線制御部２０に供給することで、自動輝度調整（ＡＢＣ）を実行する。かかる制御によって、Ｘ線診断装置１は、最適な輝度の原画像データを常時収集することができる。

画像データ生成部２５０は、Ａ／Ｄ変換部２３０から供給される投影データから原画像データ（Ｘ線画像データ）を生成する。具体的には、画像データ生成部２５０は、Ａ／Ｄ変換部２３０から供給された投影データのデータ要素を画像データ記憶部２６０に順次格納することによって、２次元の原画像データを生成する。画像データ記憶部２６０は、画像データ生成部２５０によって生成された原画像データや、画像処理部２７０によって生成された表示画像を記憶する。

画像処理部２７０は、画像データ記憶部２６０が記憶する原画像データ、又は、画像補正部２８０によって補正された画像データに対して各種画像処理を行う。例えば、画像処理部２７０は、画像補正部２８０によって補正された画像データに対して、表示のための画像処理（空間フィルタ処理、ウィンドウ変換、ガンマカーブ処理など）を実行する。

画像補正部２８０は、画像データ生成部２５０によって生成された原画像データに対して種々の補正を実行する。例えば、画像補正部２８０は、原画像データに含まれる干渉縞の除去や、ノイズの低減、散乱線成分の除去、解像度などに関する補正を実行する。なお、上述した補正の詳細については、後に詳述する。

システム制御部２９０は、Ｘ線画像診断システム全体の動作を制御する。例えば、システム制御部２９０は、近接操作卓の入力部や、入力部２１０から転送された操作者の指示に従ってＸ線制御部２０を制御し、Ｘ線管１２に供給する電圧を調整することで、被検体に対して照射されるＸ線量やＯＮ／ＯＦＦを制御する。また、例えば、システム制御部２９０は、操作者の指示に従って天板機構制御部１８を制御し、天板１４の移動や起倒などを調整する。また、例えば、システム制御部２９０は、操作者の指示に従って絞り制御部１９を制御し、Ｘ線可動絞り１３が有する絞り羽根の開度を調整することで、被検体に対して照射されるＸ線の照射範囲を制御する。

また、システム制御部２９０は、操作者の指示に従って、画素値演算部２４０による自動輝度調整や、画像データ生成部２５０による原画像データ生成処理、画像処理部２７０による画像処理或いは解析処理、画像補正部２８０による補正処理などを制御する。また、システム制御部２９０は、操作者の指示を受け付けるためのＧＵＩや画像データ記憶部２６０が記憶する表示画像などを、表示部２２０が備える各モニタに表示するように制御する。また、システム制御部２９０は、インジェクターに対して、造影剤注入開始及び終了の信号を送信することで、造影剤の注入を制御することも可能である。

以上、Ｘ線診断装置１の構成について説明した。かかる構成の下、本願に係るＸ線診断装置１は、画質を維持しつつ、被曝を低減させることを可能にする。具体的には、Ｘ線診断装置１は、後に詳述するグリッド１５の構成及び画像補正部２８０による処理により、画質を維持しつつ、被曝を低減させる。ここで、まず、従来技術において画像を維持しつつ、被曝を低減させることが困難になる場合について説明する。上述したように、Ｘ線診断装置においては、散乱線を除去するためにＸ線検出器の検出面側にグリッドが配置される。

図３は、グリッドについて説明するための図である。ここで、図３においては、グリッドの断面図を示す。なお、図３においては、箔が平行に配置された平行グリッドを一例に挙げて説明する。例えば、グリッドは、図３に示すように、Ｘ線の吸収が少ない中間物質とＸ線を吸収する箔とが交互に配置される。ここで、被検体を透過したＸ線が図中上部から入射する場合に、Ｘ線において、おおよそ一定の方向を有する直接線は中間物質を透過して検出器によって検出される。これに対して、Ｘ線に含まれる散乱線は、種々の方向からグリッドに入射するため箔によって吸収されることとなる。

このようなグリッドは、１組の中間物質と箔（ｌｐ：line pair）が単位長さ（例えば、ｃｍなど）あたりにどれぐらい含まれているかを示す格子密度（例えば、ＬＰ／ｃｍなど）、及び、中間物質の幅「Ｗ」と中間物質の高さ（厚み）「ｈ」を示す格子比「ｈ：Ｗ」が種々の条件に応じて設定される。ここで、Ｘ線検出器としてＦＰＤを用いた場合、ＦＰＤの画素とグリッドの格子による干渉縞が発生する場合がある。具体的には、グリッドの格子密度がＦＰＤのナイキスト周波数で折り返った空間周波数に干渉縞が発生する。

例えば、Ｘ線診断装置に適用されるＦＰＤの一般的な画素サイズは「０．１４０ｍｍ〜０．１５０ｍｍ」である。かかるＦＰＤのナイキスト周波数は、「３３．３（＝１０／０．１５／２）ＬＰ／ｃｍ〜３５．７（＝１０／０．１４／２）ＬＰ／ｃｍ」となる。一方、従来のＸ線診断装置に適用されるグリッドの一般的な格子密度は、「４０ＬＰ／ｃｍ」、「４４ＬＰ／ｃｍ」又は「６０ＬＰ／ｃｍ」などである。このようなＦＰＤとグリッドとを組み合わせて使用した場合、グリッドの格子密度「４０ＬＰ／ｃｍ」、「４４ＬＰ／ｃｍ」又は「６０ＬＰ／ｃｍ」が、ＦＰＤのナイキスト周波数「３３．３ＬＰ／ｃｍ〜３５．７ＬＰ／ｃｍ」で折り返り、干渉縞が発生する。例えば、格子密度「４０ＬＰ／ｃｍ」の場合、「２６．６（＝３３．３−６．７（＝４０−３３．３））ＬＰ／ｃｍ〜３１．４（＝３５．７−４．３（＝４０−３５．７））ＬＰ／ｃｍ」に干渉縞が発生する。同様に、格子密度「４４ＬＰ／ｃｍ」又は「６０ＬＰ／ｃｍ」の場合、それぞれ「２２．６ＬＰ／ｃｍ〜２７．４ＬＰ／ｃｍ」又は「６．６ＬＰ／ｃｍ〜１１．４ＬＰ／ｃｍ」に干渉縞が発生する。

そこで、従来技術では、上述したように、グリッドの格子密度をＦＰＤの画素ピッチに一致させたり、ＦＰＤでも入力信号を変換できない程度の高い格子密度を有するグリッドを用いたりすることで、このような干渉縞の発生を抑止する。しかしながら、このようなグリッドを用いることで、種々の制限がかかることとなり、画質を維持しつつ、被曝を低減させることが困難となる場合がある。

例えば、グリッドの格子密度をＦＰＤの画素ピッチに一致させる場合には、非常に高いピッチ精度が求められるため、中間物質としては、厚さの精度が高く、剛性が高いアルミニウム（Ａｌ）を用いることが求められる。また、例えば、現在の技術において安定的に製造可能な最大の格子密度は「８０ＬＰ／ｃｍ」であるが、このような格子密度のグリッドを採用する場合に、格子比を自由に指定するためには中間物質としてＡｌを用いることが求められる。このように、グリッドの中間物質としてＡｌを用いる場合には、紙の類のファイバーを用いる場合と比較して、直接線の透過率が低下することとなり、画質が低下することなる。

また、高い格子密度を有するグリッドを用いて干渉縞の発生を抑止する場合に用いられるグリッドとしては、「格子密度：８０ＬＰ／ｃｍ、格子比：１５：１、中間物質：Ａｌ」が一般的であるが、このようなグリッドを用い、同時に被曝量を低減させようとした場合に、画質が低下することとなる。例えば、「グリッド格子比を下げる」ことで被曝量を低減させようとした場合には、中間物質の高さ（厚み）が小さくなるため、グリッドを透過する散乱線の割合が増加し、その結果、ノイズが増加してコントラストが低下することとなる。また、「透視・撮影の線量を下げる」ことで被曝量を低減させようとした場合には、信号成分が減少し、カンタムノイズが増加することとなる。また、「透視・撮影の線質を上げる（管電圧を上げる、線質フィルタを厚くする）」ことで、被曝量を低減させようとした場合には、散乱線の割合が増え、信号成分が減少することとなる。

このように、従来技術においては、干渉縞の発生を抑止するためのグリッドを用いた上で、画質の低下の抑止と被曝量の低減とを両立することが困難である。そこで、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１では、干渉縞が発生しておらず、ノイズの発生、及び、コントラストの低下を抑えたＸ線画像を提供しつつ、被曝量を低減することを可能にするように構成される。

第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、以下、詳細に説明するグリッド１５と、画像補正部２８０によって、画質を維持しつつ、被曝量を低減させる。具体的には、第１の実施形態に係るグリッド１５は、ＦＰＤの画素との干渉によって生じる干渉縞の周波数がＦＰＤにおけるナイキスト周波数からナイキスト周波数の半分の周波数までの範囲内となる格子密度を有する。図４は、第１の実施形態に係るグリッド１５の格子密度を説明するための図である。図４においては、縦軸に強度、横軸に空間周波数（ＬＰ／ｃｍ）を示す。

例えば、ＦＰＤの画素とグリッドの格子による干渉縞は、図４に示すように、グリッドの格子密度がＦＰＤ１６のナイキスト周波数「ｆｎ」で折り返った空間周波数に発生する。ここで、グリッド１５は、図４に示すように、ナイキスト周波数「ｆｎ」の１／２である「ｆｎ／２」からナイキスト周波数「ｆｎ」の範囲内に干渉縞が生じるような格子密度を有する。さらに、グリッド１５においては、干渉縞の周波数がナイキスト周波数「ｆｎ」により近い周波数で生じるような格子密度を有する。

例えば、ＦＰＤの画素サイズが「０．１４８ｍｍ」の場合、ＦＰＤのナイキスト周波数は、「３３．８ＬＰ／ｃｍ」となる。かかる場合、グリッド１５は、「１６．９〜３３．８ＬＰ／ｃｍ」においてナイキスト周波数「３３．８ＬＰ／ｃｍ」により近い空間周波数に干渉縞が発生するような格子密度を有する。すなわち、グリッド１５は、「３３．８〜５０．７ＬＰ／ｃｍ」の範囲内で「３３．８ＬＰ／ｃｍ」により近い格子密度を有する。このように、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、グリッド１５が所定の空間周波数に干渉縞が発生するように設計されることで、後の干渉縞除去処理が行い易くなるように構成される。

さらに、グリッド１５は、被検体を透過したＸ線に含まれる直接線が透過し易い格子比及び中間物質で構成される。例えば、グリッド１５は、格子比（ｈ：Ｗ＝６：１〜１０：１）であり、中間物質としてファイバーが用いられる。これにより、従来のグリッド（例えば、格子密度：８０ＬＰ／ｃｍ、格子比：１５：１、中間物質：Ａｌで構成されたグリッド）を用いる場合と比較して、低線量で同様の画質のＸ線画像を得ることができる。以下、図５を用いて一例を説明する。図５は、第１の実施形態に係るグリッド１５の一例を示す図である。

図５に示すように、画素サイズ「０．１４８ｍｍ」のＦＰＤ１６に対して、グリッド１５は、「格子密度：４０ＬＰ／ｃｍ、格子比：８：１、中間物質：ファイバー、箔：鉛」で構成される。このようなグリッド１５を用い、厚さ「２０ｃｍ」の被検体に対して従来と同様の線量及び線質で透視・撮影した場合、直接線量が従来のグリッド「格子密度：８０ＬＰ／ｃｍ、格子比：１５：１、中間物質：Ａｌ、箔：鉛」と比較して「１５〜２０％」増加する。これは、収集したＸ線画像の信号成分が「１５〜２０％」増加することを意味する。そこで、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１においては、この信号成分の増加分を線量低減に割り当てることで被曝量を低減させる。

一例を挙げると、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、上述したグリッド１５を備え、厚さ「２０ｃｍ」の被検体に対して「従来線量の８０％」、「従来線質に対し管電圧＋１０ｋＶ」で透視・撮影する。かかる条件で透視・撮影した場合、「従来グリッド／従来線量／従来線質」で透視・撮影した場合と比較して、直接線量が「８５〜９０％」に減少する。これは、「従来グリッド／８０％線量／＋１０ｋＶ線質」において直接線量が「７５％」に減少することと比較して、大幅に減少量が少なく、信号成分をほとんど保持できているということができる。また、上述した条件で透視・撮影した場合、被曝線量の目安となる被検体表面の線量は、「従来グリッド／従来線量／従来線質」で透視・撮影した場合と比較して、「約６０％」に減少する。このように、上述したグリッド１５を用いることで、被曝量を低減させることが可能である。

しかしながら、上述したグリッド１５を用いた場合には、空間周波数「２７．６ＬＰ／ｃｍ」を中心に干渉縞が発生する。また、上述した条件で透視・撮影した場合、「従来グリッド／従来線量／従来線質」で透視・撮影した場合と比較して、全Ｘ線の線量が「５〜１０％」増加する。これは、散乱線が約２５％増加したことに起因し、その結果、Ｓ／Ｎ比が約１５％低下して、コントラストの低下が発生することとなる。

そこで、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、画像補正部２８０がこれらを補正することで、グリッド１５を用いることで低下した画質を向上させる。図６は、第１の実施形態に係る画像補正部２８０の構成の一例を示す図である。図６に示すように、システム情報処理部２８１と、ノイズ均一化処理部２８２と、周波数帯域データ生成部２８３と、干渉縞除去処理部２８４と、ノイズ低減処理部２８５と、周波数帯域データ合成部２８６と、ノイズ均一化逆処理部２８７と、散乱成分推定処理部２８８と、解像度補正処理部２８９とを有する。そして、画像補正部２８０は、画像データ生成部２５０によって生成された原画像データに対して各種補正処理を実行して、補正後の画像データを画像処理部２７０に送出する。

システム情報処理部２８１は、システム制御部２９０による制御のもと、画像補正部２８０の各部の処理を制御する。具体的には、システム情報処理部２８１は、後述する各部を制御することで、ノイズ均一化処理、干渉縞除去処理、ノイズ低減処理、ノイズ均一化逆処理、散乱成分推定処理、解像度補正処理をそれぞれ制御する。

ノイズ均一化処理部２８２は、原画像データに含まれる画素ごとのノイズを均一化させる。Ｘ線検出器としてＦＰＤを用いた場合、Ｘ線画像に含まれるノイズは、画素値に応じて変化する。図７は、第１の実施形態に係るノイズを説明するための図である。例えば、図７に示すように、Ｘ線画像に含まれるノイズ「Ｎ」は、画素値「ｘ」によらず一定のノイズ「Ｎ」と、ＦＰＤの入射線量の１／２乗、すなわち画素値「ｘ」の１／２乗に比例するＸ線フォトン由来のカンタムノイズからなる。

図７に示すように、画像のノイズは画素値が変化することで変化する。ここで、Ｘ線診断装置１においては、後述するノイズ低減処理部２８５によるノイズ低減処理の効果を上げるために、ノイズ均一化処理部２８２が画素値「ｘ」によらずノイズを一定値に変換するノイズ均一化処理を実行する。

すなわち、ノイズ均一化処理部２８２は、図７に示すノイズ曲線を画素値「ｘ」の関数で表したノイズ推定式を画素値「ｘ」について微分して逆数をとることでノイズを一定にする。ここで、ＦＰＤ１６においては、１画素として収集する画素数や、感度設定などの組み合わせが異なるいくつかの収集モードがある。そこで、ノイズ均一化処理部２８２は、収集モードごとにノイズ推定式を決定して、ノイズ均一化処理をそれぞれ実行する。例えば、ノイズ均一化処理部２８２は、システム情報処理部２８１から透視又は撮影、視野サイズ、画像解像度設定などの情報を取得し、取得した情報に基づいて収集モードを判定してノイズ均一化処理を実行する。

図６に戻って、周波数帯域データ生成部２８３は、グリッド１５を透過してＦＰＤ１６によって検出されたＸ線に基づく原画像データを複数の周波数帯域データと背景データ（例えば、一つの背景データ）に変換する。具体的には、周波数帯域データ生成部２８３は、ノイズ均一化処理部２８２によってノイズが均一化された原画像データからそれぞれ所定の周波数帯域が含まれる複数の周波数帯域データと一つの背景データを生成する。例えば、周波数帯域データ生成部２８３は、図６に示すように、段階的にＬＰＦ（Low Pass Filter）処理をかけ、１段階前のＬＰＦ処理画像と差分することでそれぞれ異なる周波数帯域が含まれる複数の周波数帯域データを生成する。

一例を挙げると、周波数帯域データ生成部２８３は、まず、１段目のＬＰ↓において、ノイズが均一化された原画像データに対してＬＰＦ処理をかけることで低周波データを抽出する。ここで、周波数帯域データ生成部２８３は、以後の処理を高速化するために、ＬＰ↓において、ダウンサンプリング処理を実行する。一例を挙げると、周波数帯域データ生成部２８３は、ＬＰＦ処理後の原画像データ（低周波データ）からまず横方向の１画素おきに画素を間引き、次に縦方向の１画素おきに画素を間引くことで、画像サイズを１／４に縮小させた低解像度画像データｇ₁を生成する。

そして、周波数帯域データ生成部２８３は、低解像度画像データｇ₁を２段目に送るとともに、ＬＰ↑において、アップサンプリング処理及びＬＰＦ処理を実行することで、原画像データと同一のサイズでＬＰＦ処理後の低周波データを生成する。例えば、周波数帯域データ生成部２８３は、低解像度画像データｇ₁に対して、まず横方向の１画素おきに「０」を補完し、次に縦方向の１画素おきに「０」を補完し、最初のＬＰＦの各要素を４倍したＬＰＦ処理を実行する。その後、周波数帯域データ生成部２８３は、加算器によって原画像データと低周波データとを画素ごとに差分することで、周波数帯域データｂ₀を生成する。なお、周波数帯域データ生成部２８３によるＬＰＦ処置は、５×５程度のガウシアンフィルタを用いることができる。

周波数帯域データ生成部２８３は、上述した１段目の処理と同様に２段目以降の処理を実行する。ここで、各段の処理対象となる画像データは、前段で生成された低解像度画像データとなる。すなわち、２段目の処理対象となる画像データは、低解像度画像データｇ₁となり、その後、各段で生成された低解像度画像データｇ₂〜ｇ₅がそれぞれ後段の処理対象の画像データとなる。そして、周波数帯域データ生成部２８３は、各段において、低解像度画像データｇ₂〜ｇ₅を用いて、１段目と同様に周波数帯域データｂ₁〜ｂ₅を生成する。このように、周波数帯域データ生成部２８３は、段階的な周波数帯域データ、及び、含まれる情報が背景のみとなった背景データｇ₆を生成する。なお、図６においては、周波数帯域データ生成部２８３が、６段の処理を実行する場合について示したが、実施形態はこれに限定されるものではなく、任意の段数で処理することが可能である。

図８Ａ及び図８Ｂは、第１の実施形態に係る周波数帯域データ生成部２８３による処理結果の一例を示す図である。ここで、図８Ａにおいては、周波数帯域データｂ₀〜ｂ₅と背景データｇ₆の周波数特性を示す。また、図８Ｂにおいては、周波数帯域データｂ₀のみの周波数特性を示す。例えば、周波数帯域データ生成部２８３は、図８Ａに示すように、周波数帯域がそれぞれ異なる周波数帯域データｂ₀〜ｂ₅を生成する。ここで、周波数帯域データｂ₀は、図８Ｂに示すように、ＦＰＤのナイキスト周波数の１／２である「ｆｎ／２」からナイキスト周波数「ｆｎ」までのほとんどの成分を含む。したがって、グリッド１５を用いることにより、「ｆｎ／２」から「ｆｎ」までの範囲内に干渉縞が生じていることから、周波数帯域データｂ₀が干渉縞に相当する成分のほとんどを含む。また、図８Ａに示す周波数帯域データｂ₀〜ｂ₅は各周波数帯域に相当する被写体の成分とノイズとをそれぞれ含む。ここで、周波数帯域データｂ₀〜ｂ₅及び背景データｇ₆におけるノイズは、ノイズ均一化処理部２８２によるノイズ均一化によってノイズが均一化されている。周波数帯域データｂ₀〜ｂ₅のノイズ特性が原画像データと異なりさらにお互いに異なる場合は、低解像度画像データｇ₁〜ｇ₅に前段のノイズ均一化と次段のノイズ均一化を換算する処理を適用する。

図６に戻って、干渉縞除去処理部２８４は、複数の周波数帯域データの一つ又はいくつかに含まれる干渉縞を除去する。具体的には、干渉縞除去処理部２８４は、「ｆｎ／２」から「ｆｎ」までの範囲内にある干渉縞に相当する成分を除去する。ここで、上述したように、周波数帯域データ生成部２８３によって生成された周波数帯域データｂ₀が干渉縞に相当する成分のほとんどを含む。そこで、干渉縞除去処理部２８４は、図６に示すように、周波数帯域データｂ₀に対して干渉縞除去処理を実行する。

図９Ａ及び図９Ｂは、第１の実施形態に係る干渉縞除去処理部２８４による干渉縞除去処理を説明するための図である。ここで、図９Ａにおいては、干渉縞除去処理部２８４による処理の一例を示し、図９Ｂにおいては、干渉縞除去処理部２８４に適用されるＬＰＦの一例を示す。

例えば、処理対象となる周波数帯域データｂ₀においては、図９Ａに示すように、周波数帯域データｂ₀に含まれる画素の列方向をｘ方向、行方向をｙ方向とする。ここで、グリッド１５による干渉縞は、図９Ａに示すように、ｙ方向と平行に発生（干渉縞の並び方向がｘ方向と一致）する場合を一例に挙げて説明する。

かかる場合には、干渉縞除去処理部２８４は、まず、ｘ方向にＬＰＦ処理を実行して、ｘ方向ＬＰＦ処理画像を生成する。具体的には、干渉縞除去処理部２８４は、低周波成分が通過する１次元空間フィルタを周波数帯域データｂ₀のｘ方向に施すことで主に干渉縞の成分が除去されたｘ方向ＬＰＦ処理画像を生成する。ここで、干渉縞除去処理部２８４によって施されるＬＰＦは、カーネルサイズが例えば（ｘ，ｙ）＝（３１，１）であり、図９Ｂに示すような周波数特性を有する。

例えば、上述したグリッド１５を用いることで干渉縞が「２７．６ＬＰ／ｃｍ」に発生する場合に、干渉縞除去処理部２８４は、図９Ｂに示すように、干渉縞の周波数「２７．６ＬＰ／ｃｍ」の直前でゲインが急激に「１」から「０」に減少する特性を有するＬＰＦ処理を施す。これにより、ゲインが０である周波数帯域の成分が除去され、ゲインが１である周波数帯域の成分がＬＰＦ処理の影響を受けずに残る。これにより、干渉縞除去処理部２８４は、主に干渉縞の成分が除去されたｘ方向ＬＰＦ処理画像を得る。このように、干渉縞除去処理部２８４は、ナイキスト周波数ｆｎの１／２からナイキスト周波数ｆｎの範囲内にある干渉縞の成分を選択的に除去する。ここで、診断に必要な画像（被検体の内部形態を表す部分など）の周波数帯域は、通常、ナイキスト周波数ｆｎの１／２よりも十分小さい。したがって、図９Ｂに示すように干渉縞の周波数の直前でゲインを０に落としたとしても、診断に必要な画像への影響はほとんど生じることはない。

なお、ＦＰＤ１６による画像データの収集には、上述したように、ＦＰＤ１６に含まれる１つの検出素子からの出力を１つの画素として画像データを構成するモードの他に、２×２や３×３の検出素子にて検出された電荷を平均して１画素とするモードも存在する。干渉縞の周波数は、これらのモードによって異なる。また、モードによっては干渉縞が発生しない場合もある。これらのモードの種別は、システム制御部２９０がシステム情報処理部２８１に通知する。システム情報処理部２８１は、モードごとに最適なカーネルサイズやゲインを予め記憶しており、システム制御部２９０から通知されたモードの種別に対応するカーネルサイズやゲインを干渉縞除去処理部２８４に通知する。干渉縞除去処理部２８４は、システム情報処理部２８１から通知されたカーネルサイズやゲインを用いてＬＰＦ処理を実行する。なお、干渉縞が発生しないモードである場合には、干渉縞除去処理部２８４による処理をスキップしてもよい。

上述したようにｘ方向ＬＰＦ処理画像を生成すると、干渉縞除去処理部２８４は、周波数帯域データｂ₀とｘ方向ＬＰＦ処理画像とを差分することで、主に干渉縞の成分で構成された干渉縞画像を得る。そして、干渉縞除去処理部２８４は、次に、干渉縞画像に対してｙ方向のＬＰＦ処理を実行する。ここで、ｙ方向のＬＰＦ処理においては、ｘ方向のＬＰＦ処理と同じカーネルサイズ（例えば（ｘ，ｙ）＝（１，３１））やゲインが用いられてもよく、或いは、ｘ方向のＬＰＦ処理と異なる周波数、例えばより低い周波数成分だけを通過させるカーネルサイズやゲインが用いられてもよい。これにより、干渉縞除去処理部２８４は、より正確に干渉縞の成分を表す干渉縞画像を得る。

上述したように、ｙ方向のＬＰＦ処理によって、より正確に干渉縞の成分を表す干渉縞画像を得ると、干渉縞除去処理部２８４は、周波数帯域データｂ₀と干渉縞画像とを差分することで、周波数帯域データｂ₀から干渉縞が除去された処理画像を得る。このように、干渉縞が除去された処理画像を得ると、干渉縞除去処理部２８４は、得られた処理画像をノイズ低減処理部２８５に送出する。

図６に戻って、ノイズ低減処理部２８５は、複数の周波数帯域データに含まれるノイズを低減する。具体的には、ノイズ低減処理部２８５は、図６に示すように、干渉縞除去処理部２８４によって干渉縞が除去された周波数帯域データｂ₀と、周波数帯域データ生成部２８３によって生成された周波数帯域データｂ₁〜ｂ₅それぞれに含まれるノイズを低減する。ここで、ノイズ低減処理部２８５は、各周波数帯域データのノイズを低減するための処理として種々の方法を用いることができる。例えば、ノイズ低減処理部２８５は、特許第４１７０７６７号公報に開示されたコヒーレントフィルタを用いることができる。

上述したコヒーレントフィルタは、解像度を維持したままノイズを効果的に低減することができる。かかるコヒーレントフィルタでは、近傍の例えば３×３等の局所内画素を加重平均し、加重平均値を局所中心画素の値とすることを基本として、周辺画素各々の重みを中心画素と周辺画素との間の類似度に従って変えることを特徴としたものである。ここで言う類似度とは、画素間で、解剖学的に近い組織、具体的には同じ脳動脈の支配下にある脳組織（毛細血管）どうしである可能性の度合いを示す指標であり、この類似度が高い画素に対しては高い重みを与え、逆に類似度が低い画素に対してはゼロに近い低い重みを与えることにより、ノイズ抑制を果たしながらも、空間分解能の低下を抑制することを可能としている。

ここで、ノイズ低減処理部２８５によるノイズ低減処理の対象となる周波数帯域データｂ₀〜ｂ₅は、ノイズ均一化処理が実行されていることから、信号成分以外は同じ大きさのノイズとなっている。これにより、原画像データでは画素値が異なっており、上述したコヒーレント処理の対象ではなかった部分が、処理対象となり、ノイズ低減効果が向上される。

なお、被検体の透視を行う場合には、コヒーレントフィルタに係る処理に加えて、時間方向のノイズを低減するための処理を周波数帯域データに実行してもよい。このような処理としては、例えば、特願２０１１−２５００６６号等に開示された手法を適用することができる。上述したノイズ低減処理を実行すると、ノイズ低減処理部２８５は、周波数帯域データｂ₀〜ｂ₅のノイズを低減させた周波数帯域データｂ₀’〜ｂ₅’を周波数帯域データ合成部２８６に送出する。

周波数帯域データ合成部２８６は、各処理部による処理後の複数の周波数帯域データを合成して画像データを生成する。具体的には、周波数帯域データ合成部２８６は、背景データｇ₆と、ノイズが低減された周波数帯域データｂ₀’〜ｂ₅’とを順次合成することで、干渉縞とノイズが低減された原画像データと同一サイズの画像データを生成する。例えば、周波数帯域データ合成部２８６は、１段目（図中最下段）のＬＰ↑において、背景データｇ₆に対してアップサンプリング処理（まず横方向の１画素おきに「０」を補完し、次に縦方向の１画素おきに「０」を補完）を実行して、周波数帯域データ生成部２８３のアップサンプリング処理と同じＬＰＦ処理を実行することで、背景データｇ₆を周波数帯域データｂ₅’と同一サイズにする。そして、周波数帯域データ合成部２８６は、同一サイズにした周波数帯域データｂ₅’と背景データｇ₆とを加算器によって画素ごとに足し合わせることで、加算データｇ₅’を生成する。

周波数帯域データ合成部２８６は、生成した加算データｇ₅’に対して上記したアップサンプリング処理及びＬＰＦ処理を実行することで、加算データｇ₅’を周波数帯域データｂ₄’と同一サイズにし、周波数帯域データｂ₄’と加算して加算データｇ₄’を生成する。同様に、周波数帯域データ合成部２８６は、加算データのサイズアップと周波数帯域データとの加算を順次実行することで、干渉縞とノイズが低減された原画像データと同一サイズの画像データを生成する。

上述したように、Ｘ線診断装置１は、グリッド１５を透過したＸ線に基づく原画像データに対して干渉縞除去処理及びノイズ低減処理を実行する。Ｘ線診断装置１においては、さらに、解像度補正処理と散乱成分補正処理とを実行する。ここで、Ｘ線診断装置１においては、ノイズ低減の効果を高めるために原画像データに対してノイズ均一化処理を実行している。解像度補正処理と散乱成分補正処理とを正確に実行するため、Ｘ線診断装置１では、ノイズ均一化逆処理部２８７が、ノイズ均一化逆処理を実行する。

具体的には、ノイズ均一化逆処理部２８７は、画像値を線量に比例する画素値にするために、ノイズ均一化の式を画素値「ｘ」について解いた変換式によりノイズ均一化逆処理を実行する。

例えば、ノイズ均一化逆処理部２８７は、周波数帯域データ合成部２８６によって生成された画像データ及び背景データｇ₆に対してノイズ均一化の式を画素値「ｘ」について解いた変換式を適用することで、各データの画素値を線量に比例する値に戻す。

散乱成分推定処理部２８８は、グリッドを透過したＸ線に含まれる散乱線成分と、グリッド１５よりも散乱線の除去能が高い目標グリッド（例えば、「格子密度：４４ＬＰ／ｃｍ、格子比：１５：１、中間物質：ファイバー」）を透過したＸ線に含まれる散乱線成分との差分を推定し、推定した差分に基づいて散乱線成分を補正させる。具体的には、散乱成分推定処理部２８８は、推定した差分に基づいて、背景データｇ₆又は各処理部による処理後の生成途中データに含まれる散乱線成分を補正する。

ここでまず、散乱成分推定処理部２８８によって実行されるＸ線画像データに含まれる散乱線成分の推定について説明する。Ｘ線画像データは一次Ｘ線による画像データである一次Ｘ線画像と散乱線による画像データである散乱線画像からなる。ここで、一次Ｘ線画像に畳み込み積分する事で散乱線画像が得られる関数を散乱関数とする。したがって、Ｘ線画像データは一次Ｘ線画像と散乱関数の畳み込み積分と直接線画像の和として表される。

散乱関数は管電圧、照射野の面積、および被検体厚により変化する。そこで、予め各種の管電圧、照射野の面積、および被検体厚の条件につき、ファントムを使用するなどして散乱関数を求めておく。求めた散乱関数は散乱関数対応表に記憶する。また、被検体厚は、管電圧、管電流の時間積、Ｘ線焦点−Ｘ線検出器間距離、設定線量、および平均画素値などの画素値の統計量を使用した実験式によって推定できる。そこで、予めこのような実験式を定めておく。なお、上述した散乱関数対応表や実験式は、システム制御部２９０、画像補正部２８０、或いは、散乱成分推定処理部２８８が有するメモリ、又は画像データ記憶部２６０などに記憶される。

Ｘ線画像データ収集時のＸ線条件と、前記実験式で決定された被検体厚、および前記散乱関数対応表とに基づいて、散乱関数を決定する。直接線画像の和として表された式をフーリエ変換し、一次Ｘ線画像のフーリエ変換について解き、逆フーリエ変換すれば一次Ｘ線画像、つまり散乱線補正処理により散乱線成分が低減された画像（以下、散乱線低減画像と呼ぶ）が得られる。

しかしながら、上記手法では、Ｘ線画像データにおける画素の位置に応じて散乱関数を変化させることができない。従って、例えば被検体がなくＸ線が直接入射する部分（以下、直接線成分と呼ぶ）を含むＸ線画像データまたは、被検体のうち部分的に厚みの薄い部分（以下、薄体厚部分と呼ぶ）を透過した非直接線成分を有するＸ線画像データなどにおいて、散乱線成分を適切に低減できない。例えば、散乱線成分を過度に補正してしまう場合がある（以下、過補正と呼ぶ）。

そこで、過補正を防ぐため、Ｘ線画像データを構成する複数の画素値のうち、基準値より高い画素値を基準値より低い画素値に変換する。図１０は、第１の実施形態に係るＸ線画像データを構成する複数の画素値の分布（画素値分布）の一例を示す図である。画素値分布において直接線成分は、被検体の透過による線量の減弱がないため、非直接線成分に比べ高い画素値の範囲に存在する。

また、薄体厚部分を透過した非直接線成分は、直接線成分と同様に、被検体の透過による線量の減弱が少ないため、非直接線成分に比べ高い画素値の範囲に存在する。以下、説明を簡単にするために、直接線成分を有するＸ線画像データについてのみ説明する。薄体厚部分を透過した非直接線成分を有するＸ線画像データについても、同様の効果を有する。

散乱成分推定処理部２８８は、Ｘ線画像データを構成する複数の画素値の最頻値を代表値とし、これに所定の定数を乗算し、基準値を決定する。または、散乱成分推定処理部２８８は、外部から入力あるいは、事前に登録された関心領域に含まれる複数の画素値の平均値または中央値を代表値として用いることで、基準値を決定する。または、散乱成分推定処理部２８８は、透視の自動起動調整の目標画素値、撮影の自動露出制御の目標画素値を代表値として用いることで、基準値を決定する。なお、操作者などの指示により基準値を変更させることもできる。

散乱成分推定処理部２８８は、画素値変換表を記憶する。ここで、画素値変換表は、変換前の画素値と変換後の画素値との対応関係を示している。散乱成分推定処理部２８８は、画素値変換表および基準値に基づいて、Ｘ線画像データを構成する複数の画素値のうち、基準値より高い画素値を基準値より低い画素値に変換する。例えば、散乱成分推定処理部２８８は、Ｘ線画像データにおける直接線成分を有する画素の画素値を、低い画素値に変換する。

より具体的に説明すると、例えば、画素値変換表は、以下のような変換前の画素値と変換後の画素値との対応関係を表す。画素値変換表は、Ｘ線画像データの画素値のうち基準値以下の画素値に対して恒等変換を実行するための対応関係を示すものでもよいし、Ｘ線画像データの画素値のうち基準値以下の画素値は不変としてもよい。さらに、画素値変換表は、Ｘ線画像データの画素値のうち基準値以上であって基準値の２倍以下である画素値を、基準値以下の画素値に変換するための対応関係を示す。また、Ｘ線画像データの画素値のうち基準値の２倍以上の画素値を０に変換するための対応関係を示す。なお、基準値以上であって基準値の２倍以下である画素値を低い画素値に変換することにより、Ｘ線画像データの画素値を変換した画像（以下、変換画像と呼ぶ）を用いて、後述する散乱線画像計算により発生された散乱線画像において、アーチファクトの発生を抑制させることができる。

散乱成分推定処理部２８８は、変換画像を散乱関数に基づいてＸ線画像データにおける散乱線画像に変換する。具体的には、散乱成分推定処理部２８８は、変換画像のフーリエ変換を発生する。また、散乱成分推定処理部２８８は、散乱関数のフーリエ変換を発生する。次に、散乱成分推定処理部２８８は、散乱関数のフーリエ変換を散乱関数のフーリエ変換と１との和で除算する（以下、除算の結果を散乱関数項と呼ぶ）。次に、散乱成分推定処理部２８８は、変換画像のフーリエ変換と散乱関数項とを乗算することで、散乱線画像のフーリエ変換を発生する。最後に、散乱成分推定処理部２８８は、散乱線画像のフーリエ変換に逆フーリエ変換を適用することで、散乱線画像を発生する。

以上により、散乱成分推定処理部２８８によれば、直接線を含むＸ線画像データおよび、被検体のうち部分的に厚みの薄い部分（薄体厚部分）を透過した非直接線成分を有するＸ線画像データでも、計算量を抑えて、過補正なく散乱線画像を発生することができる。

散乱成分推定処理部２８８に、グリッド１５の散乱関数と、グリッド１５よりも散乱線の除去能が高い目標グリッド（例えば、「格子密度：４４ＬＰ／ｃｍ、格子比：１５：１、中間物質：ファイバー」）の散乱関数を記憶させる。そして、前記散乱関数項の計算において、散乱関数のフーリエ変換の代わりに、グリッド１５の散乱関数のフーリエ変換と目標グリッドの散乱関数のフーリエ変換の差分を用いれば、グリッド１５による散乱線成分と目標グリッドの散乱線成分との差分のフーリエ変換が近似される。これに逆フーリエ変換を適用することで、グリッド１５と目標グリッドの差分の散乱線画像を発生する。

上述した散乱関数の抽出を実行するため、システム情報処理部２８１は以下の処理を実行する。まず、システム情報処理部２８１は、管電圧、照射野の面積、および被検体厚ごとに予め実測されたグリッド１５の散乱関数ｓｐｒ０(ｘ,ｙ)、グリッド１５よりも散乱線の除去能が高い目標グリッドの散乱関数ｓｐｒ１(ｘ,ｙ)から構成されるデータベースと、管電圧、管電流の時間積、Ｘ線焦点−Ｘ線検出器間距離、設定線量、および画素値の統計量から被検体厚を推定するための実験式とを記憶する。そして、透視や撮影の実施に伴って、システム制御部２９０は、管電圧、管電流の時間積、Ｘ線焦点−Ｘ線検出器間距離、設定線量、および平均画素値などの画素値の統計量を、システム情報として画像補正部２８０に通知する。

システム情報処理部２８１は、システム制御部２９０から通知されたシステム情報に含まれる管電圧、管電流の時間積、Ｘ線焦点−Ｘ線検出器間距離、設定線量、および画素値の統計量と上述の実験式とを用いて被検体厚を推定する。さらに、システム情報処理部２８１は、当該推定した被検体厚と、システム制御部２９０から通知されたシステム情報に含まれる管電圧および照射野の面積とに対応するｓｐｒ０(ｘ,ｙ)、ｓｐｒ１(ｘ,ｙ)を上述のデータベースから抽出する。

ここで、図６の例では、背景データｇ₆を用いて散乱成分推定画像を生成する場合を示す。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、加算データｇ_n’が用いられる場合であってもよい。図１１は、本実施形態に係る散乱成分推定処理部２８８の処理対象となる画像データについて説明するための図である。図１１においては、加算データｇ_n’と、散乱関数ｓｐｒ１(ｘ,ｙ)をフーリエ変換して得られるＳＰＲ１(ｕ,ｖ)との関係の一例を示す。図１１に示すように、加算データｇ_n’の周波数領域がＳＰＲ１(ｕ,ｖ)をカバーしている場合であれば、いずれの加算データｇ_n’が用いられる場合であってもよい。散乱成分推定処理部２８８は、生成した背景データｇ₆サイズの散乱成分推定画像に対してアップサンプリング処理とＬＰＦ処理を繰り返して、原画像データと同一サイズの散乱成分推定画像を生成する（図６参照）。

図６に戻って、解像度補正処理部２８９は、画像データに対して、前記平面検出器のＭＴＦ（Modulation Transfer Function）特性に応じて低下した解像度を補正する。具体的には、解像度補正処理部２８９は、ＦＰＤのＭＴＦにより低下した解像度を逐次近似法による解像度補正処理によって補正する。図１２は、第１の実施形態に係る解像度補正処理部２８９による処理の一例を示す図である。図１２においては、加減型の逐次近似法によって解像度補正処理を行う場合について示す。

例えば、解像度補正処理部２８９は、図１２に示すように、入力ｘに対してＦＰＤ１６のＭＴＦから逆フーリエ変換で求められた空間フィルタを施した値を出力ｙと比較して、比較結果をフィードバックする。ここで、解像度補正処理部２８９は、出力ｙとして、ノイズ均一化逆処理した画像データを用いる。すなわち、解像度補正処理部２８９は、入力ｘに対してＭＴＦに基づく空間フィルタを施した値とノイズ均一化逆処理した画像データの値との差分をフィードバックして、入力ｘに加算する逐次近似によって、ＦＰＤのＭＴＦによって低下する前の解像度に補正する。

なお、解像度補正処理部２８９による逐次近似処理は、上述した加減型だけでなく、空間フィルタを施した値とノイズ均一化逆処理した画像データの値との比を用いる乗除型であってもよい。また、目標とする高解像度ＦＰＤのＭＴＦに対する比を用いることで目標ＦＰＤ相当の画像データに補正することも可能である。

図６に戻って、画像補正部２８０は、解像度補正処理部２８９によって解像度が補正された画像データと、散乱成分推定処理部２８８によって生成された散乱成分推定画像とを差分することで、散乱線の補正を行った画像データを得る。このように、画像補正部２８０は、目標グリッドの散乱線に補正した目標画像が得ることができる。特に、目標グリッドを従来グリッドより散乱線除去能力の高いグリッドに設定することで、本実施形態のグリッド仕様/線量/線質の組合せによるコントラスト低下を充分補うことができる。そして、画像補正部２８０は、得た画像データを画像処理部２７０に送出する。画像処理部２７０は適宜画像処理を実行して表示画像を生成し、システム制御部２９０が生成された表示画像を表示部２２０に表示させる。

なお、医師がモニタに表示された透視画像を見ながらガイドワイヤーなどのデバイスを操作する検査がある。この時、実際の操作から透視画像がモニタに表示されるまでの時間差が大きくなると、正確な操作の妨げになる。通常、散乱成分推定処理では、収集する画像毎に、１／６４×１／６４に縮小した背景データｇ₆および散乱関数にフーリエ変換→演算→逆フーリエ変換を行うが、原画像取り込みのタイミングに対する散乱成分算出の遅れが大きくなり、モニタに表示される透視画像の遅れが大きくなる。そこで、これを避けるために、１枚前の画像の散乱成分を用いて補正する方法を採用しても良い。さらに、画像毎の散乱成分の細かな変動による補正画像のちらつきを防ぐため１枚前から数枚前の散乱成分の平均値を用いて補正しても良い。

次に、図１３を用いて、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１の処理について説明する。図１３は、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１による処理の手順を示すフローチャートである。図１３に示すように、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１においては、補正モードであると（ステップＳ１０１肯定）、ノイズ均一化処理部２８２が原画像データに対してノイズ均一化処理を実行する（ステップＳ１０２）。そして、周波数帯域データ生成部２８３が、ノイズ均一化処理された原画像データから複数の周波数帯域データを生成する（ステップＳ１０３）。

そして、干渉縞除去処理部２８４が、画像の収集モードなどを参照して、干渉縞が生じるか否かを判定する（ステップＳ１０４）。ここで、干渉縞が生じると判定した場合には（ステップＳ１０４肯定）、干渉縞除去処理部２８４がＬＰＦ処理により干渉縞を除去して（ステップＳ１０５）、ノイズ低減処理部２８５が周波数帯域データごとにノイズを低減する（ステップＳ１０６）。一方、ステップＳ１０４にて、干渉縞が生じないと判定した場合には（ステップＳ１０４否定）、干渉縞除去処理をスキップして、ノイズ低減処理部２８５が周波数帯域データごとにノイズを低減する（ステップＳ１０６）。

その後、散乱成分推定処理部２８８が、ノイズ均一化逆処理が実行された周波数帯域データ（背景データ）に基づいて散乱成分を推定する（ステップＳ１０７）。そして、周波数帯域データ合成部２８６が、ノイズが低減された周波数帯域データを合成して原画像データと同一サイズの画像データを生成する（ステップＳ１０８）。さらに、解像度補正処理部２８９が、ノイズ均一化逆処理が実行された画像データに対して解像度補正を実行する（ステップＳ１０９）。

そして、画像補正部２８０は、解像度補正した画像データと散乱成分推定画像とを差分することで、画像データから散乱成分を除去して（ステップＳ１１０）、処理を終了する。なお、ステップＳ１０１にて、補正モードではない場合には、Ｘ線診断装置１は、補正を実行せずに画像を生成して表示する（ステップＳ１１１）。

上述したように、第１の実施形態によれば、Ｘ線発生器（Ｘ線管１２）は、Ｘ線を発生させる。ＦＰＤ１６は、Ｘ線を検出する。グリッド１５は、ＦＰＤ１６の画素との干渉によって生じる干渉縞の周波数がＦＰＤにおけるナイキスト周波数からナイキスト周波数の半分の周波数までの範囲内となる格子密度を有する。周波数帯域データ生成部（変換部ともいう）２８３は、グリッド１５を透過してＦＰＤ１６によって検出されたＸ線に基づく原画像データを複数の周波数帯域データと背景データに変換する。干渉縞除去処理部２８４は、複数の周波数帯域データのうち少なくとも一つに含まれる干渉縞を除去する。ノイズ低減処理部２８５は、複数の周波数帯域データに含まれるノイズを低減する。散乱成分推定処理部２８８は、グリッド１５を透過したＸ線に含まれる散乱線成分と、グリッド１５よりも散乱線の除去能が高い目標グリッドを透過したＸ線に含まれる散乱線成分との差分に基づいて、背景データ又は各処理部による処理後の生成途中データに含まれる散乱線成分を補正する。周波数帯域データ合成部２８６は、各処理部による処理後の複数の周波数帯域データを合成して画像データを生成する。解像度補正処理部２８９は、画像データに対して、ＦＰＤのＭＴＦ特性に応じて低下した解像度を補正する。散乱成分推定処理部２８８で推定した散乱線成分を、原画像データサイズに生成し、解像度を補正した画像データと差分することで散乱線を補正する。従って、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、グリッド仕様／線量／線質の組み合わせの自由度を上げることができ、画質を維持しつつ、被曝量を低減することを可能にする。

例えば、Ｘ線診断装置１は、上述した構成により、線量と画像のバランスを大幅に向上させることできる。また、例えば、Ｘ線診断装置１は、従来の画質と同等の画質であれば、被曝線量を６０％以下に低減することができる。また、例えば、Ｘ線診断装置１は、従来の被曝線量と同等であれば、画質を大幅に向上させることができる。また、例えば、Ｘ線診断装置１は、ＦＰＤ画素とグリッドの格子の干渉縞がなく、ノイズの増加及びコントラストの低下が生じていない画像を得ることができる。これらのことから、Ｘ線診断装置１は、Ｘ線画像の診断能を下げることなく、被曝量を低減することができる。

また、第１の実施形態によれば、グリッド１５は、干渉縞の周波数が、ＦＰＤ１６におけるナイキスト周波数からナイキスト周波数の半分の周波数までの範囲内においてナイキスト周波数により近い周波数となる格子密度を有する。従って、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、信号成分を除去することなく、干渉縞に相当する成分を除去することを可能にする。

また、第１の実施形態によれば、グリッド１５は、被検体を透過したＸ線に含まれる直接線が透過し易い格子比及び中間物質で構成される。従って、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、信号成分の低下を抑止することができ、画質を維持することを可能にする。

また、第１の実施形態によれば、グリッド１５は、箔間対厚みで示される格子比が１：６〜１：１０の範囲内であり、かつ、中間物質がファイバーである。従って、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、直接線の透過率を向上させることができる。

また、第１の実施形態によれば、ノイズ低減処理部２８５は、ノイズが画素値によらず一定となるように均一化された複数の周波数帯域データに含まれるノイズを低減する。従って、第１の実施形態に係るＸ線診断装置１は、ノイズの低減効果を上げることを可能にする。

（第２の実施形態）
さて、これまで第１の実施形態について説明したが、上述した第１の実施形態以外にも、種々の異なる形態にて実施されてよいものである。

上述した第１の実施形態において図１０を用いて説明した散乱成分推定処理は、上述した例だけではなく、その他の方法によって実行される場合であってもよい。図１４は、第２の実施形態に係る散乱成分推定処理部２８８による処理を説明するための図である。例えば、散乱成分推定処理部２８８は、図１４に示す回路にて実現することも可能である。かかる回路は、特許第２５０９１８１号公報に開示された第１図を変形したものである。２次元メモリ２０１、散乱線応答関数格納メモリ２０２、フィルタ係数演算回路２０３、逆フーリエ変換器２０４、フィルタ演算回路２０５、減算器２０６、およびＸ線架台２０７は、同公報第１図における２次元メモリ１、散乱線応答関数格納メモリ２、フィルタ係数演算回路３、逆フーリエ変換器４、フィルタ演算回路５、減算器６、およびＸ線架台７に相当する。第２の実施形態においては、さらに散乱線除去比率演算回路２０８および乗算器２０９を備える。

散乱線除去比率演算回路２０８は、システム情報処理部２８１から管電圧、照射野の面積、および被検体厚などの条件を受け取り、この条件に対応する散乱線除去比率を演算する。散乱線除去比率は、グリッド１５を用いた際の散乱線量のうちどれだけを削除すれば目標グリッドの散乱線量に補正できるかを表す係数である。散乱線除去比率は、管電圧、照射野の面積、および被検体厚などの条件により変化する。演算式は、予め実験結果などに基づいて設定しておけばよい。また、予め管電圧、照射野の面積、および被検体厚などの条件ごとの散乱線除去比率を実験的に求め、その結果を散乱線除去比率演算回路２０８のメモリ等に保存しておき、散乱線除去比率演算回路２０８がこのメモリから散乱線除去比率を選定するようにしてもよい。

乗算器２０９は、フィルタ係数演算回路２０３が演算したフィルタ係数に、散乱線除去比率演算回路２０８が演算した散乱線除去比率を掛け合わせることで当該フィルタ係数を補正する。逆フーリエ変換器２０４、フィルタ演算回路２０５、および減算器２０６は、このように補正された後のフィルタ係数を用いて処理を行う。

以上のような回路を用いた場合であっても、実際に収集した背景データ（或いは、周波数帯域データ）と、散乱線量がゼロではない目標グリッドを用いた場合に得られるＸ線画像データとの差分を算出するこができる。

また、上述した第１の実施形態では、干渉縞除去処理としてＬＰＦ処理を実行する場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、例えば、特開２０１１−１０８２９号公報に開示されたウェーブレット変換を用いた処理によって干渉縞除去処理が実行される場合であってもよい。

また、上述した第１の実施形態では、ダウンサンプリング処理を実行することにより低解像度データを生成する場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、原画像データと同一サイズで全処理が実行される場合であってもよい。かかる場合には、例えば、図６に示す周波数帯域データ生成部２８３のダウンサンプリング処理、アップサンプリング処理及びアップサンプリング処理後のＬＰＦ処理が省略される。また、かかる場合には、例えば、図６に示す周波数帯域データ合成部２８６のアップサンプリング処理及びアップサンプリング処理後のＬＰＦ処理と、散乱成分推定処理の後のアップサンプリング処理及びアップサンプリング処理後のＬＰＦ処理とが省略される。

また、上述した実施形態に係るＸ線診断装置１の構成はあくまでも一例であり、各部の統合及び分離は適宜行うことができる。例えば、図６に示した構成はあくまでも一例であり、適宜変更することが可能である。

また、上述した第１及び第２の実施形態においては、消化管、泌尿器、整形、ＩＶＲ（Interventional Radiology）などの検査及び治療が実施されるＸ線診断装置によって各種処理が実行される場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、例えば、脳や心臓等の循環器系の診断・治療が実施されるＸ線アンギオグラフィ装置が各種処理を実行する場合であってもよい。

また、上述した第１及び第２の実施形態においては、Ｘ線診断装置が各種処理を実行する場合について説明した。しかしながら、実施形態はこれに限定されるものではなく、例えば、ワークステーションなどの医用画像処理装置が各種処理を実行する場合であってもよい。かかる場合には、例えば、グリッド１５を有するＸ線診断装置によって収集された原画像データに対して、上述した画像補正部２８０を有するワークステーションが各種処理を実行する。

以上説明したとおり、第１及び第２の実施形態によれば、本実施形態のＸ線診断装置及び画像処理装置は、画質を維持しつつ、被曝を低減させることを可能にする。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１ Ｘ線診断装置
１５ グリッド
１６ ＦＰＤ
２８０ 画像補正部
２８１ システム情報処理部
２８２ ノイズ均一化処理部
２８３ 周波数帯域データ生成部
２８４ 干渉縞除去処理部
２８５ ノイズ低減処理部
２８６ 周波数帯域データ合成部
２８７ ノイズ均一化逆処理部
２８８ 散乱成分推定処理部
２８９ 解像度補正処理部

Claims (6)

1. Ｘ線を発生させるＸ線発生器と、
   前記Ｘ線を検出する平面検出器と、
   前記Ｘ線発生器と前記平面検出器との間に備えられたグリッドと、
   前記グリッドを透過して前記平面検出器によって検出されたＸ線に基づく原画像データを複数の周波数帯域データに変換する変換部と、
   前記複数の周波数帯域データのうち少なくとも一つに含まれる干渉縞を除去する干渉縞除去処理部と、
   前記複数の周波数帯域データに含まれるノイズを低減するノイズ低減処理部と、
   前記各処理部による処理後の複数の周波数帯域データを加算することで画像データを生成する生成部と、
   前記グリッドを透過したＸ線に含まれる散乱線成分と、前記グリッドよりも散乱線が除去される仮想的なグリッドを透過した場合のＸ線に含まれる散乱線成分とに基づいて、前記画像データの散乱線成分を補正する補正処理部と、
   を備えたことを特徴とするＸ線診断装置。
2. 前記グリッドは、前記干渉縞の周波数が、前記平面検出器におけるナイキスト周波数から前記ナイキスト周波数の半分の周波数までの範囲内において前記ナイキスト周波数により近い周波数となる格子密度を有することを特徴とする請求項１に記載のＸ線診断装置。
3. 前記グリッドは、箔間対厚みで示される格子比が１：６〜１：１０であることを特徴とする請求項１又は２に記載のＸ線診断装置。
4. 前記グリッドは、中間物質がファイバーであることを特徴とする請求項３に記載のＸ線診断装置。
5. 前記ノイズ低減処理部は、ノイズが画素値によらず一定となるように均一化された複数の周波数帯域データに含まれるノイズを低減することを特徴とする請求項１乃至４のいずれか一項に記載のＸ線診断装置。
6. グリッドを透過して平面検出器によって検出されたＸ線に基づく原画像データを複数の周波数帯域データに変換する変換部と、
   前記複数の周波数帯域データのうち少なくとも一つに含まれる干渉縞を除去する干渉縞除去処理部と、
   前記複数の周波数帯域データに含まれるノイズを低減するノイズ低減処理部と、
   前記各処理部による処理後の複数の周波数帯域データを加算することで画像データを生成する生成部と、
   前記グリッドを透過したＸ線に含まれる散乱線成分と、前記グリッドよりも散乱線が除去される仮想的なグリッドを透過した場合のＸ線に含まれる散乱線成分とに基づいて、前記画像データの散乱線成分を補正する補正処理部と、
   を備えたことを特徴とする画像処理装置。

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