JPS59151940A

JPS59151940A - Ｘ線診断装置

Info

Publication number: JPS59151940A
Application number: JP58024877A
Authority: JP
Inventors: 菊池　克也; 道隆本田
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1983-02-18
Filing date: 1983-02-18
Publication date: 1984-08-30
Also published as: DE3461880D1; EP0116941B2; EP0116941B1; JPH0436509B2; EP0116941A1; US4599742A

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】〔発明の技術分野〕この発明は、Ｘ線を被写体に照射することにより得られ
る透過Ｘ１ｊｌ情報に基づ（可視画像により医用診＠を
可能とするＸ線診断装置に関する。

〔発明の技術的背景とその問題点〕

一般に、Ｘ線診断装置において、Ｘ線を検出する検出器
には、直接Ｘｉと共に、被写体等で散乱した散乱Ｘ線が
入射する。この散乱ｘｇ）は、画像のコントラスト鮮鋭
度を劣化させる主／ヒる原因となる。このため、散乱Ｘ
線を除去することが重要である。

そこで、従来、散乱Ｘ＃Ｉｔ除去するために、Ｘ線診断
装置にはグリッドが使用されている。

しかしながら、グリッドは、それ自体散乱ｘＨの発生源
となるので、散乱Ｘ線の除去には自ずと限界がある。

なお、散乱Ｘｉの除去は、コントラストおよび鮮鋭度を
向上して良質の画像とし、さらに、直接Ｘ線による画像
に対する対数変換を可能としその結果被写体によるｘＨ
の減弱量を正確に求められるので極めて重要である。そ
の重要性により、散乱Ｘ、ｌｉｌの性質につき、種々研
究されているにもかかわらず、複雑な現象を呈すること
により、統一的な理解が得られていないばかりか、散乱
Ｘ線の十分な除去の方法について未だ殆んど知られてい
ないのが現状である。

〔発明の目的〕

この発明は、前記事情に鑑みてなされたものであり、検
出器に入射するＸ線成分から散乱Ｘ練成かつ、ボケのな
い画像を表示することのできるＸ線診断装置を提供する
ことを目的とするものである。

〔発明の概要〕

前記目的を達成するためのこの発明の概要は、被写体を
透過するｘｔｓｔ検出する検出器により出力されるＸ線
データを基にして画像を表示するＸ線診断装置において
、検出器から出力されるＸＨデータＩｍｆＸ線照射野に
わたって平均化した平均値７ｍ　ｆ演算する平均化演算
手段と、７ｍ　＝　７ｐ十ＡＩｐ　　Ｃｆｃだし、Ａは
定数、ルは０．５〜１．５　）の関係式により、前記平
均化演算手段より出力される平均値７７７Ｌを直接Ｘ線
データの平均値ＩＰに変換する７ｍ　−７ｐ変換演算手
段と、前記平均値７Ｐより（７ｐｒｅ演算するル来演算
手段と、前記ル乗演算手段より出力されるσＰ）ｎより
、４（１−→σ１））ｎｔ演算する第１の乗算手段と、
前記検出器から出力されるＸ線データ１ｍから、前記第
１の乗算手段よりの出力、４（１−→σＰｆＬ＊減算す
る減算手段と、前記減算手段より出力される前記減算結
果１ｍおよびシステムレスポンス関数と散乱Ｘ線レスポ
ンス関数とで定義されるフィルタリング特性Ｈにより直
接Ｘ線データＩｐ　（３：、　ｙ）　ｋ算出するフィル
タリング演算手段とを有することを特徴とするものであ
る。

〔発明の実施例〕

先ず、この発明につきその原理を説明する。

被写体に入射したＸ線は、そのまま透過して検出器に入
射する直接Ｘ線になるものと、被写体を構成する原子と
の相互作用により吸収あるいは散乱するものとがある。

後者の散乱するのが散乱Ｘ線である０相互作用の種類と
しては、医用Ｘ線のエネルギ領域（Ｘ線管電圧にして、
５０ｇｐ〜１２０１ｆｐ　）において、光電効果、コン
プトン効果、トムソン散乱等が存在するが、実際に検出
器に到達して画質の劣化をもたらすのは、コンプトン効
果により生じた散乱Ｘ＠であると考えられている。

散乱Ｘ線として検出器に入射するＸ＃Ｉは、一般に複数
の多重散乱を行なった結果であるが故に、その強度と広
がりの量と全正確に取り扱うことが困難である。

なお、第１図に、Ｘ線発生部ｉｉ′ｆｃとえはＸ線管よ
り出射するＸ線が被写体１２内で散乱し、空間的広がり
金もって検出器１６に到達する有様全模式的に示す０第
２図は、前記検出器１３上の位置とＸ線強度との関係を
示す特性図であるＯ第２図における中央部の鋭いビーク
Ａのわずかな広がりはシステムたとえばＸ線焦点等に起
因するボケに対応し、その周辺にすそ野の広い散乱線に
対応する分布Ｂが観測される。

ところで、散乱線についての研究によると、前記医用Ｘ
線領域において、人体相当の厚みの被写体につき、散乱
線の強度を与える関係式として第１式が良（成立するこ
とが知られている。

・・・・−（１）ただし、第１式において、　Ｉｖｃ（ｘ、　ｙ）は検出
器面上における散乱線の強度分布であり、Ａは定数、積
分の領域−α〜α、−ｂ、ｂは検出器面上でのＸ線照射
領域を示し、−α≦Ｘ≦α、−Ａ≦ｙ≦ｂである０さら
に、ｆ　Ｃ１ｐ　Ｃｘ　、　ｙ）　）は直接Ｘ線１ｐ（
ｘ。

ｙ）についての関数を意味し、！ＩＣｘｐｙ）はペンシ
ルビーム状の入射Ｘ（財）に対する散乱線の広がりを与
える関数で、所謂インパルスレスポンス関数を表わす。

なお、ｙ（−ｒ、いは、次の第２式を満足する性質を有
する。

一般に５．（、１（ＩＰ（ｘ、　ｙ）　）および！１（
ｘ、　ｙ）は、Ｘ線管球の管電圧、管電流、被写体の厚
み、被写体と検出器との距離、グリッド条件によりそれ
ぞれ決定される量である。

前記第１式の意味するところは、散乱線の強度分布は、
直接Ｘ線のある関数ｆｃＩｐ（ｘ、ｙ））と関数ｙＣｘ
、ｙ）とのコンボリューション積分で与えられることで
ある。さらに、実験によると、第１式の中でも特に第６
式で示される関係式がよ（散乱線の強度分布を記述して
いることがわかった。

・・・・・・　（３）しかも、第６式におけるＡ　、　ｎ　、　ｙｃｘ、ｙ＞
は、管電圧、管電流、グリッド条件、被写体と検出器と
の距離に依存し、被写体の厚みに殆んど依存しないこと
がわかった。なお、ルは０．５〜１．５の範囲内のイ直
である。

一方、Ｘ＠照射の結果、検出器に入射するＸ線強度１ｍ
　（、ｒ　、　ｙ）は、第４式に示すように、直接Ｘ線
Ｉｐ　（，２Ｘ、　ｙ）と散乱Ｘ線１ｚｃ（ｘ、ｙ）と
の和として表わされる。

１７ＩＬＣｘ−ｙ）＝ＩＰＣｘ、’／）＋ｌ５ｃ（ｘ、
ｙ）　　　−・・・（４）システムボケに対応するイン
パルスレスポンス関数ｋｋｃｘ、ｙ＞とし、前記第６式
を第４式に代入すると、第５式となる。

・・・・・・　（５）前述のように、ル、Ａおよびｙ　（ｚ　、　ｙ）は、被
写体の厚みに依存せず、管電圧、管電流、グリッド条件
および被写体と検出器との距離に依存する量であるから
、ファントム全屈いる実験（ファントム実験）によりあ
らかじめその値ケ知ることができるし、また別法として
、臨床的に知ることもできる。さらに、第５式における
ｈ　Ｃｘ　、　ｙ）は、システム固有の関数であるから
、あらかじめ知り得る。

したがって、第５式に基づき、あらかじめ決定される１
番、Ａ＝−ｙ　Ｃｘ、ｙ）、ｋ　（−ｒ　、　ｙ）と検
出器により笑除に検出されるデータ１ｍ（ｘ　、　ｙ）
とから、直接Ｘ線ＩｐＣｘ　、　ｙ）　’ｃ計算するこ
とができる。

次に、直接ＸｆｆＪＲＩｐ　（ｊ”、　ｙ）　ｋ求める
計算方法の例全説明する。

一般に、位置による直接Ｘ１ｆｌ＆ＩｐＣｘ、ｙ）の変
動に比して、関数ｙｃｘ、ｙ）の変動は極めてゆるやか
である。また、ルの値は０．５〜１．５程度であるｏし
ｆＣ，かって、ＩｐｎＣ，ｘ　、　ｙ）　ｋ、ＩｐＣｘ
　、　ｙ）の平均値７ｐ（照射領域全体にわたる平均）
のまわりでテーラ展開の一次近似を先ず行なうと、第６
式を得るととができる。

Ｉｐ　Ｃｘ　、　ｙ）　”：４１ｐ　＋ｎｉｐ　　　Ｃ
ｌバ：）　−１ｐ）＝　（ｉ−ｎ）ＩＰ＋ｎｌｐ　　Ｊ
ｐＣ”　、ｙ）　−＝　（６）第６式により第５式は、
次の第７式により表わ　　　　゛すことかできる。

！１ｃｘ−ｘ’、’／−’ｌ’）ｄ’！’ｄ−Ｅ’　　
　　　　　−”’　　　（力次に、１ｍ（ｘ　、　ｙ）
の平均値ｆ　Ｉｍとすると、第７式から１ｍとＩｐとの
関係は第８式で表わすことができる。

ｒｍ　’：；　７ｐ　＋Ａ（１−ｎ））ｐｒＬ＋Ａｎ７
ｐ”＝　Ｉｐ　＋Ａｌｐ　　　　　　　　・・・・・・
　（８）レスポンス関数ｓ　（ｒ　、　ｙ）の空間的な
広がりが十分に小さい場合になり立ち、実際上、この条
件は満足されているからである。

検出される照射野内の全データ１ｍ（ｘ　、　ｙ）から
平均値全計算して、その値７ｍと第８式とから７ｐ　２
決めることができる。このようにして決められたＩｐ　
ｋ　Ｉｐと表わすこととすると第７式は第９式のように
表わされる。

ｙｃｘ−ｘ’−ｙ−ｙ’）ｄｙ’ｄｘ’　　　　　　　
−−・・−・（９）ここで、１ｍ　（、Ｔ　、　３／）
ミＩｒｎＣｔ’、’１）−Ａ（１−ｒｂ’）ＩＰ”　　
”””　　（９）／＞ルーＩＢ＝ＡＴＬＩｐ−・・・・・・（９丁とお（と、第９式を第１０式のように表わすことができ
る。

７ｍ（−ｒ　、　ｙ）　＝　ＩｐＣｘ　、　ｙ）ネｔ（
、ｙ）＋ＢｒｐＣｘ、ｙ）本ｙ　Ｃｘ　、　ｙ）・・・
・・・　（１０）なお、第１０式において、木はコンボリューション積分
全意味する。

、４１０式のフーリエ変換を行なうと第１１式となる。

、、ＩＣｏｒ　、　ｎ）＝ＩｐＣω、　ｖ）ＫＣｔｏ　
、　η）＋ＢＩｐＣω、　ｖ）ＧＣω、　ｖ）＝〔Ｘ（
ω腎）十ＢＧ（ω、Ｖ）〕・３ｐＣω、を）　・曲・　
αυ第１１式より第１２式が得られる。

ここで、Ｋ（ω、η）はシステムレスポンス関数の７−
リエ変換、Ｇ（ω、η）は散乱線レスポンス関数のフー
リエ変換を示し、それぞれ既知の量であり５、ＪｍＣω
、η）は検出データのフーリエ変換である。Ｈ（ω、η
）金弟１６式のように定義すると、第１２式は第１４式
と表わすことができる。

結局、第１４式によると、直接ＸＨスペクトルは、検出
されたデータ（直接Ｘ線と散乱Ｘ線とからなる。）と第
１６式で定義されるレスポンス関数Ｈ（ω、η）との積
で与えられる。したがって、求めたい直接Ｘ線スペク）
／Ｉ／ｆ得るには、検出データのスペクトルに、あらか
じめ決められているＨ（ω、η）を乗ずればよい。つま
り周波数空間上でのフィルタリングを行なえばよい。

また、別法として、検出データのスペクトルニつき、実
空間上でのフィルタリングを笑行すればよい。実空間上
でのフィルタリングは次のようにして行なう。つまり％
Ｈ（ω、η）の逆７−リエ変換ｆＣｓ：、ｙ）を求め（
第１５式）、次いでｆｃｘ、ｙ＞　＝Ｆ　　（Ｈ（ω、
ｖ））　　　・・・・・・（１５）検出されたＩｎ（ｘ
　、　ｙ）とｆｃｘ、ｙ）とのコンボリューション演算
を行なう（第１６式）。

Ｉｐ　Ｇｒ　、　ｙ）　＝　ｈＩＬ＊ｆ　　　　・・・
・・・　α６）以上に詳述したこの発明の原理に基づき
、散乱Ｘ線を除去して直接Ｘ縁を抽出するアルゴリズム
を次に要約する。

■検出される全データからＩｍ　（、ｒ　、　ｙ）の平
均値ｌ７７Ｌを計算する。

■前記７７７Ｌと第８式とからＩｐ　（ｘ　、　ｙ）の
平均値Ｉｐを計算する。

■Ｉｐおよびあらかじめ決定されているＡ。

ｎ　、　ｙｃｘ、ｙ）、　ｋ　（ｘ、ｙ）の値から、Ｉ
ｐＣｘ、ｙ）’ｃ計算する。この計昇金周波数空間で実
行する場合、第１４式により演算し、実空間で実行する
場合は第１６式により演算する。

次に、上記原理に則った本発明の一実施例について説明
する。

第６図は本発明の一実施例であるＸ腸診断装置を示す説
明図である。Ｘ線発生部１１より曝射されｆＣ，Ｘ線は
、被写体２１を透過して検出部２２に入射し、検出部２
２においてそのＸ線強度が検出される。Ａ／Ｄ変換器２
６は前記検出部２２の出力信号をディジクル値に変換す
る。画像処理ユニット２４は、その詳細全後述するよう
に、画像データ全記憶するメモリと、散乱Ｘ線除去に必
要な演算手段とから成る。２５は画像を表示するモニタ
である。

次に、前記演算処理ユニット２４における演算手順につ
いて、第４図全参照しながら説明する。

第４図は、前記演算処理ユニット２４において周波数上
でのフィルタリング演算を行なう論理構成図であり、一
旦記憶された演算処理ユニット２４内のフレームメモリ
から読み出された検出データＤｉｍ　（ｚ　、　ｙ）か
ら、直接Ｘ蔵デークＤｌｐ　（ｚ　、　ｙ）　ｋ算出す
る処理手順を示している。

第４図に示すように、演算処理手段２４は、図示しない
７ンームメモリのほかに、平均演算手段２４−１．７ｍ
　−７ｐ変換演算手段２４−２、ル乗演算手段２４−６
、第１の乗算手段、２４−４、減算手段２４−５、フー
リエ変換演算手段２４−６、第２の乗算手段２４−７．
および逆７−リエ変換演算手段２４−８を有する。

平均演算手段２４−１は、図示しないフレームメモリよ
り読み出されたデータＤｉｍ　（、ｚ　、　ｙ）を平均
してデータＤ１ｍ金出力するＯＩｍ−７ｐ変換演算手段２４−２は、平均演算手段２４
−１より出力されるデータＤＩｍを入力し、前記第８式
に従ってＤｉｍからＤｉｐ　（Ｄｉｐ　）を算出し、こ
れを出力する（第５図診照）。

ル乗演丼手段２４−６は、Ｉ？？Ｌ−１ｐ変換演算手段
ζト　ル２４−２より出力されるＤＩｐをル乗し、ＣＤＩｐ’）
　　を出力する。

第１の乗算手段２４−４は、新たに入力されると共にあ
らかじめ決められた。４（１−ル）とル乗演算手３ゝ　
ル段２４−６より出力されるＣＤＩｐ）とを乗算し、Ａ　
（１−７））　ＣＤＩｐ）ｎｋ出力する。

減算手段２４−５は、図示しないフレームメモリより読
み吊したデータＤｉｍ　（ｘ　、　ｙ）から、第１の乗
算手段２４−４より出力されるＡ　（１−ｎ）ＣＤＩｐ
）”　ｋ減算しく前記第９′式の演ＪｉＥ）　、　Ｄｌ
ｍ　ｆ出力する。

７−リエ変換演算手段２４−６は、減算手段２４−５よ
り出力されるＤＩ’ｍ　ｆフーリエ変換し、ｊ（ω、η
）を出力する。

第２の乗算手段２４−７は、フーリエ変換演算手段２４
−６より出力されるＷ（ω、η）と第１３式により定義
され、かつ、あらかじめ演算されて求められているＨ（
ω、η）とを米じて（第１４式の演算）、ｊｐ（ω、η
）を出力する。なお、システムと散乱Ｘ線とのトータル
のンスポ／ス関数Ｋ（ω）　十ＢＧ　（（Ｉ））とこれ
により求められるＨ（→との関係を模式的に第６図に示
す０第６図では、便宜上、関数は１次元で表示されてい
る０第６図に示すように、０周波数近傍の鋭いピークは
、散乱Ｘ線成分（ＢＧ（（ロ））が寄与することによる
ものであり、高周波数成分は、システム成分（ｆ（ω）
）が寄与することによるものである。

逆フーリエ変換演算手段２４−８は、第２の乗算手段２
４−７より出力されるｊ７ｐＣω、ｖ）を逆フーリエ変
換して、直接Ｘ線データＤｌｐ　（ｚ　、　ｙ）を出力
するＯ前記フーリエ変換演算手段２４−６　、、前記第２の乗
算手段２４−７および前記逆フーリエ変換演算手段によ
りフィルタリング演算手段２４−９が構成される。

第７図に示すようにたとえばコント２ストフアントム２
１にｘｍ’ｉ曝射することにより第８図に示すＸ線強度
分布のＸ線が検出器１６により検出されるが、検出デー
タを前記演算処理ユニット２４に入力しＪ前記演算手順
により第９因に示す強度分布を有する散乱Ｘ線を除去し
て第１０図に示す強度分布の直接Ｘ線データ金得ること
ができる。

そして、演算処理ユニット２４より出力される直接Ｘ線
データケモニタ２５に出力すると、モニタ２５で、コン
トラストおよび鮮鋭度が高く、かつ、ボケのない画像を
表示することができる。

以上、この発明の一実施例について詳述したが、この発
明は前記実施例に限定されるものではなく、この発明の
要旨を変更しない範囲内で適宜に変形して実施すること
ができるのはいうまでもない。

前記演算処理ユニット２４は、周波数上でのフィルタリ
ングを行なうものであるが、実空間上でのフィルタリン
グを行なうものとして演算手順を構成してもよい。

〔発明の効果〕

以上説明したように、この発明によると被写体を透過し
たＸ線から散乱Ｘｉ酸成分差し引き、あわせて、システ
ムに起因するボケを補正することにより、直接Ｘ線から
なるＸ線透過像を構成することができる。この結果、 ■画像のコントラストと鮮鋭度が向上する。

０画像データを対数変換することにより、被写体の減弱
量が正確に求まる。

上述の■の効果については、造影剤を用いてＸ線診断を
行う際に特に効果的である。即ち、造影前の画像と造影
後の画像との差（サブトラクション）画像を扱う場合に
おいては、両者をそれぞれ対数変換した後にサブトラク
ションを行えば、造影剤によるＸ線吸収係数の変化分Δ
μとその組織の厚さｄとの積Δμ・ｄを正確に求めるこ
とができる０

【図面の簡単な説明】

第１図は被写体にＸ線ｆｃ曝射したときに散乱Ｘ線が発
生する状態を示す説明図、第２図は散乱Ｘ線を含むＸ線
の強度と検出器上の位置との関係を示す特性図、第６図
はこの発明の一実施例であるＸ線診断装置を示す説明図
、第４図は前記実施例における演算処理ユニット内で実
行されるフィルタリング演算を示す論理構成図、第５図
は７ｍ　から７ｐへの変換を示す特性図、第６図は周波
数ωとレスポンス関数Ｋ（→＋ＢＧ（→およびフィルタ
特性Ｈ（功との関係を示す特性図、第７図はコントラス
トファントムにＸ線を曝射する状態を示す説明図、第８
図は検出器上の位置とコントラストファントムを透過し
検出器に入射するＸ線の強度分布との関係を示す特性図
、第９図は検出器上の位置とコントラストファントムを
透過し検出器に入射するＸ１１Ｍ中の散乱Ｘ線の強度分
布との関係を示す特性図、および第１０図は検出器上の
位置とコントラストファントムを通過し検出器に入射す
るＸ線中の直接Ｘ線の強度分布との関係を示す特性図で
ある。１２・・・被写体、　　１６・・・検出器、　　２４−
１・・・手段、２４−５・・・減算手段、　２４−９・
・・フィルタリング演算手段。化５人　弁理士　則　近　憲　佑（ほか１名）謹ホ各上
λ立置第４図Ｋ（ｗ）＋ＢＧ（げ）第７図葎雷務應１才！名馬上Ａ町Ｉ揮ボ路」ニイ立３１

Claims

【特許請求の範囲】

（１）被写体を透過するＸ線を検出する検出器により出
力されるＸ線データを基にして画像を表示するＸ線診断
装置において、検出器から出力されるＸ線データ１ｍ　
ｆ　Ｘ線照射野にわたって平均化した平均値１ｍ　ｆ演
算する平均化演算手段と、１ｍ　＝　７ｐ　＋　Ａ７ｐ
ｒＬＣｆｃだし、Ａは足載、ルは０．５〜１．５）の関
係式により、前記平均化演算手段より出力される平均値
７ｍ　ｆ直接Ｘｉデータの平均値７Ｐに変換するＩｍ−
７ｐ変換演算手段と、前記平均値７ＰよりＣ１ｐ＞ｎｋ
積演算るル乗演算手段と、前記ル乗演算手段より出力さ
れる（ＩＰ）より、４（ｉ−ｎ）σｐ）”を演算する第
１の乗算手段と、前記検出器から出力されるＸｉデータ
ＩｒＩＬから、前記第１の乗算手段よりの出力Ａ（１−
の（７ｐ）ｒＬ’ｃ減算する減算手段と、前記減算手段
より出力される前記減算結果Ｉｍおよびシステムレスポ
ンス関数と散乱Ｘ線レスポンス関数とで定義されるフィ
ルタリング特性Ｈにより直接Ｘ線データＩｐＣｘ　、　
ｙ）　ｋ算出するフィルタリング演算手段とを有するこ
とを特徴とするＸ線診断装置。
（２）前記フィルタリング演算手段が、周波数上でフィ
ルタリングすること全特徴とする特許請求の範囲第１項
に記載のＸ線診断装置。
（３）前記フィルタリング演算手段が、実空間上でフィ
ルタリングすることを特徴とする特許請求の範囲第１項
に記載のＸ線診断装置。