JPS61294984A

JPS61294984A - Ｘ線画像処理方法

Info

Publication number: JPS61294984A
Application number: JP60135636A
Authority: JP
Inventors: Kazuji Imamura; 和司今村; Yasushi Mikami; 泰志三上
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1985-06-21
Filing date: 1985-06-21
Publication date: 1986-12-25

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】産業上の利用分野本発明は１例えばＸ線画像診断装置等におけるＸ線画像
処理方法に関し、特に画像の濃度むら或いはフリッカを
除去して画質を向上することができるＸ線画像処理方法
に関する。

従来の技術従来のＸ線画像診断装置等におけるＸ線画像処理装置は
、Ｘ線イメージインテンシファイアとＸ線テレビカメラ
とＡ／Ｄ変換器等を用いてＸ線像をデジタル画像信号に
変換し処理を行っている。

そして、上記Ｘ線画像処理装置は、被写体にＸ線を照射
して得られるＸ線像をＸ線テレビカメラでビデオ信号に
変換して画像を入力するため、Ｘ線の安定度が処理画像
に大きく影響するものであった。

ここで、従来のＸ線画像処理装置における画像処理は、
第５図（ａ）に示すように、Ｘ線テレビカメラの垂直同
期信号に同期して第一フイールド及ヒ第二フィールドを
インタレーススキャンして周期Ｔ２で１フレームの走査
をし、このフレーム走査に同期して第５図（ｂ）に示す
ように変動周期Ｔ工でＸ線を放射すると共に、このＸ線
を被写体に照射しそのＸ線像をＸ線テレビカメラでビデ
オ信号（第５図（ｃ）参照）に変換して、１フレームご
とに一枚の画像として表示装置に表示していた。このと
き、第５図（Ｃ）における同一フレーム上（図中の斜線
部）のある画素ａ及びｂの輝度は、Ｘ線テレビカメラの
電子ビームがそれぞれ対応する点ａｌｌ　ｂｏを前回ス
キャンしてがら今回スキャンするまでの間に入射したＸ
線量に比例する。いま簡単のために、被写体のＸ線吸収
量が全画素に対して均一である場合を考えると、このＸ
線量は、フレーム周期Ｔ２の間のＸ線出力の量に等しく
、画素ａについては面積Ａで表され、画素すについては
面積Ｂで表される。そして、たとえばＸ線の変動周期Ｔ
工とフレーム周期Ｔ２がＴ２＝Ｔ□である場合には、面
積Ａ及び面積Ｂはいずれも−Ｘ線変動周期分のＸ線出力
となり、Ａ＝Ｂが成り立ち画素ａ及びｂの輝度は等しく
なる。これを−膜化して言えば、Ｘ線出力の変動が全く
ない場合、或いはＸ線出力の変動周期Ｔ１とＸ線テレビ
カメラのフレーム周期Ｔ２との間にＴ２＝ＮＴ１　（Ｎ＝１．２，３．・・・）　　（１）
なる関係が成立する場合は、同一フレーム内にて画素ａ
、ｂをどこにとっても常にＡ＝Ｂが成り立ち、均一な画
像が得られるものであった。

発明が解決しようとする問題点しかし、このような画像処理において、Ｘ線発生に用い
られるＸ線高電圧装置には、二次側を制御するなどによ
り直流出力を得るものと、単に交流電源を整流してその
電源周波数５０Ｈｚまたは６０ｍに同期した脈流出力を
得るものとがある。そして、上記直流出力のｘＨ高電圧
装置の場合はＸ線出力は一定となり問題はないが、脈流
出力のＸ線高電圧装置の場合はＸ線出力は変動するもの
であった。一方、Ｘ線テレビカメラは、一般にＮＴＳＣ
（Ｎａｔｉｏｎａｌ　Ｔｅ１ｅｖｉｓｉｏｎ　　Ｓｙｓ
ｔｅｍＣｏｍｍｉ　ｔ　ｔ　ｅｅ）方式に基づき垂直同
期信号の周波数が６０Ｈｚでインタレーススキャンを行
っている。すなわち、この場合は、上記第（１）式にお
いてＴ、＝１／３０となる。このような状態で、上記脈
流出力のＸ線高電圧装置を使用してその電源周波数を５
０七とした場合は、上記第（１）式においてＴ、＝１１
５０となる。このとき第（１）式は。

３０　　５゜となり、これを一般式で表すとＴ２≠ＮＴ１　　　（Ｎ＝１．２，３．・・・）となり
、上記第（１）式の関係は成立しないこととなる。この
場合は、一般にＡ≠Ｂとなり、均一な被写体にもかかわ
らず上述の画素ａと画素すとの間に輝度差が生じるもの
であった。従って、一枚の画像としては画素間で濃度む
らが生じると共に、インタレーススキャンによる二つの
フィールド間にレベル差が生じてフリッカとなるもので
あった。特に、異なる条件で撮影した二枚の画像、例え
ばｘｉ血管造影検査装置の造影前画像と造影複画像との
間でサブトラクション処理を行った場合は、二枚の画像
の同相成分が除去されるため。

上記フリッカの振幅が相対的に大きくなり、その画質を
著しく阻害するものであった。そこで、本発明は、脈流
出力のＸ線高電圧装置を電源周波数５０Ｈｚで使用した
場合でも、上記問題点を除去することができるＸ線画像
処理方法を提供することを目的とする。

問題点を解決するための手段第１図は本発明のＸ線画像処理方法の概念を説明するタ
イミング線図である。まず、第１図（ａ）に示すように
、Ｘ線テレビカメラの垂直同期信号に同期して第一フィ
ールド及び第二フィールドをインタレーススキャンして
同期Ｔ２で１フレームの走査をし、このフレーム走査に
同期して第１図（ｂ）に示すように変動周期Ｔ１でＸ線
を放射すると共に、このＸ線を被写体に照射しそのＸ線
像をＸ線テレビカメラで第１図（ｃ）に示すようにビデ
オ信号に変換する。ここで、あるフレーム上のある画素
ａ及びｂの輝度は、Ｘ線テレビカメラの電子ビームがそ
の点を前回スキャンしてから今回スキャンするまでの間
に入射したＸ線量に比例する。いま、連続する３フレー
ムを取り上げ、第一フレームの画素をａ工ｔ　ｂｉとし
、これに対応する第二フレームの画素をａｃｔ　ｂ、と
し、さらに第三フレームの画素を８３１　ｂ３とする。

従って、第一フレームの画素ａ工の輝度は、前回スキャ
ンした点ａ０から今回スキャンした点ａ□までのフレー
ム周期Ｔ２の間のＸ線出力の量に等しく、第１図（ｄ）
に示すように、面積Ａ□で表される。以下。

順次同様にして、第二フレームの画素８□の輝度４；ｔ
、面積Ａ２で、第二フレームの画素ａ３の輝度は面積Ａ
、で表される。画素すについても全く同様であり、第１
図（ｆ）に示すように、第一、第二、第三の画素す、、
ｂ２．ｂ３の輝度は、それぞれ面積Ｂ１．Ｂ、、Ｂ、で
表される。次に、上記ビデオ信号を図示外のＡ／Ｄ変換
器でデジタル画像信号に変換した後、上記連続した３フ
レームのデジタル画像信号を加算する。この加算後の上
記画素ａの輝度は、第１図（ｅ）に示すようにＡ’　＝
Ａ□＋　Ａ２＋　Ａ、で表され、画素すの輝度は、第１
図（ｇ）に示すように、Ｂ’　＝Ｂ１＋Ｂ２＋Ｂ、で表
される。

ここで、一般的に３フレームないし３の倍数のフレーム
を加算したとしてこれを３Ｍフレーム（Ｍ＝１．２，３
．・・・）とし、この加算後の画像のフレーム周期をＴ
２′　とすると。

Ｔ２′＝３ＭｘＴ２　　　　　　　　　　（２）となる
、Ｘ線テレビカメラのフレーム周期Ｔ２は。

ＮＴＳＣ方式に基づきその垂直同期信号の周波数が６０
Ｈｚでインタレーススキャンを行っているので、てＴ２’＝３ＭＸ３３．３ｍｓｅｃ＝１００ＸＭｍｓｅｃ
　　　（３）と表すことができる。一方、電源周波数が
５０Ｈｚの場合におけるＸ線出力の変動周期Ｔ１は、と
なる。上記第（３）式を変形すると、Ｔ、’　＝１００
ＸＭ　ｍｓ　ｅ　ｃ＝＝５ＸＭＸ２０　ｍｓ　ｅ　ｃこ
の式に上記第（４）式を代入すると、Ｔ、’＝５ＸＭＸ
Ｔ。

＝ＮＴ１（Ｎ＝１．２．３．・・・、　Ｍ＝１．２．３
・・・）となり、前述の第（１）式の関係が成立するこ
ととなる。従って、３フレーム加算後の画素ａ、ｂの輝
度は、常にＡ＝Ｂが成り立つ。次に、上記加算演算の結
果を一枚の画像として表示装置に表示する。

作用このように構成されたＸ線画像処理方法は、連続する３
フレームないし３の倍数のフレームのデジタル画像信号
を加算し、この加算演算の結果を一枚の画像として表示
することにより、Ｘ線テレビカメラのフレーム周期を３
倍ないし３の倍数倍とし、電源周波数５０Ｈｚの脈流出
力の場合でも、前述の第（１）式の関係を成立させるこ
とによって、均一な画像を得るものである。

実施例以下、本発明の実施例を添付図面を参照して説明する。

第２図は本発明によるＸ線画像処理方法の処理手順を示
すフローチャートであり、第３図はこのＸ線画像処理方
法の実施に使用する装置を示すブロック図である。上記
の装置は、被写体１に対しＸ線を放射するＸ線管２と、
このＸ線管２から放射されたＸ線が上記被写体１を透過
してできるＸ線像を光学像に変換するＸ線イメージイン
テンシファイア（以下「Ｘ線Ｉ、ＩＪと略す）３と、こ
のＸ！１．Ｉ３の光学像をビデオ信号に変換するＸ線テ
レビカメラ４と、このＸ線テレビカメラ４からのビデオ
信号をデジタル画像信号に変換するＡ／Ｄ変換器５と、
このＡ／Ｄ変換器５から出力された各フレームのデジタ
ル画像信号を加算演算する演算器６と、この演算器６で
加算演算した結果を格納するフレームメモリ７．８と、
このフレームメモリ７．８から読み出したデジタル画像
信号をビデオ信号に変換するＤ／Ａ変換器９と、このＤ
／Ａ変換器９からのビデオ信号を画像として表示す為テ
レビモニタ１０とを有している。なお第３図において、
符号１１は上記Ｘ線テレビカメラ４に対して水平及び垂
直同期信号を出力するタイミングジェネレータ、符号１
２は操作者が処理モードや処理タイミングの設定及び撮
影開始の指示などを入力する操作パネル、符号１３は上
記操作パネル１２からの入力信号に基づき演算制御信号
やＸ線放射信号を出力する中央処理装置（ｃｐＵ）、符
号１４は上記ＣＰＵ１３からのＸ線放射信号に従ってＸ
線管２を制御するＸ線高電圧装置である。

次に、本発明の方法の処理手順及び装置の動作を第２図
及び第３図並びに第４図を参照して具体的に説明する。

まず、第３図に示す操作パネル１２を操作してＣＰＵ１
．３へ撮影開始信号Ｓ１（第４図（ａ）参照）を入力す
る（第２図のステップ■）。すると、ＣＰＵ１３はこの
撮影開始信号Ｓ１を解読して、タイミングジェネレータ
１１から出力されるフレーム同期信号ＳＳ　（第４図（
ｃ）参照）に同期してＸ線放射信号Ｓ４（第４図（ｄ）
参照）をＸ線高電圧装置１４へ出力する（ステップ■）
。これにより、Ｘ線高電圧装置１４が駆動され、Ｘ線管
２に対して所定の管電圧を印加し、該Ｘ線管２からＸ線
が放射される（第４図（ｅ）参照）。このＸ線は被写体
１へ照射され、上記被写体１を透過したＸ線像はＸ線１
．Ｉ３へ入射して光学像に変換される。この光学像はＸ
線テレビカメラ４に入射し、該Ｘ線テレビカメラ４はこ
れをビデオ信号Ｓ、（第４図（ｆ）参照）に変換する。

次に、このビデオＳ５はＡ／Ｄ変換器５に入力し、該Ａ
／Ｄ変換器５はこれをデジタル画像信号Ｓ６に変換する
。そして、このデジタル画像信号Ｓ、は、演算器６へ入
力する。ここで、上記ビデオ信号Ｓ５は、第４図（ｆ）
に示すように、信号レベルが徐々に立ち上がり最初の数
フレームは安定してしないので、ＣＰＵ１３は、ビデオ
信号安定のためのあらかじめ設定されたフレーム数を経
過したかどうかを判断する（ステップ■）。第４図（ｆ
）では３番目のフレーム以降で安定したとし、１番目及
び２番目のフレームのときはステップ■はＮＯ”側へ進
み、ビデオ信号Ｓ、が安定するのを待つ。そして、３番
目のフレームになったら、ステップ■は”ＹＥＳ”側へ
進む。これによりＣＰＵ１３は、演算器６へ演算制御信
号Ｓ７（第４図（ｇ）参照）を送出する。この演算制御
信号Ｓ７により、まず、フレームメモリ７をゼロクリア
する（ステップ■）。この状態で、第４図（ｆ）に示す
第一フレーム以降のデジタル画像信号Ｓ６を取り込み、
これをフレームメモリ７へ一旦格納する。次に、第二フ
レームｆ２のデジタル画像信号ＳＧが演算器６へ入力す
ると、上記フレームメモリ７から第一フレーム以降のデ
ジタル画像信号を読み出し、これに上記Ａ／Ｄ変換器５
から入力した第二フレームｆ２のデジタル画像信号Ｓ６
を加算し、再びフレームメモリ７へ格納する（ステップ
■）。次に、ＣＰＵ１３は、３フレームまで加算したか
どうかを判断する（ステップ■）、この状態では第二フ
レームｆ２までの加算が終わっただけなので、”Ｎ○″
側へ進みステップ■の前に戻る。そして、第三フレーム
以降のデジタル画像信号ＳＧが演算器６へ入力すると、
上記フレームメモリ７から第−及び第二フレームのデジ
タル画像信号を加算したものを読み出し、これに上記Ａ
／Ｄ変換器５から入力した第三フレーム以降のデジタル
画像信号Ｓ６を加算し、この加算結果をフレームメモリ
７へ格納する（ステップ■）。このようにして、３フレ
一ムｆ□Ｍ　ｆｉｔ　Ｌのデジタル画像信号が加算され
ると、ステップ■は”　Ｙ　Ｅ　Ｓ　”側へ進む。この
結果、一枚分の加算像のデータが作成されるので、第４
図（ｇ）に示すように演算制御信号Ｓ７を停止すると共
に、同図（ｄ）に示すようにＸ線放射信号Ｓ４を停止す
る（ステップ■）。その後、Ｄ／Ａ変換器９は、上記フ
レームメモリ７に格納された加算演算後のデジタル画像
信号を、タイミングジェネレータ１１から供給される水
平及び垂直同期信号Ｓ２を用いて読み出すと共に、ビデ
オ信号に変換する。そして、このＤ／Ａ変換器９の出力
を一枚の画像として表示装置であるテレビモニタ１０に
表示する。

なお、例えばＸ線血管造影検査装置において造影前画像
と造影後画像との間でサブトラクション処理を行う場合
には、上記フレームメモリ７の他に第二のフレームメモ
リ８を設け、上述と同様の手順により２番目の加算像の
データを作成し、両画像データの間でサブトラクション
を行えばよい。

または、第二のフレームメモリ８を設けなくとも、フレ
ームメモリ７に格納された１番目の加算像のデータを読
み出して、Ａ／Ｄ変換器５から入力するデジタル画像信
号ＳＧを演算器６で順次減算するようにしてもよい。

また、第１図及び第４図では、連続する３フレームでデ
ジタル画像信号を加算する場合を示したが、本発明はこ
れに限られず、３の倍数のフレーム、例えば６フレーム
または９フレームで加算してもよい。さらに、実際のＸ
線画像診断装置等におけるＸ線高電圧装置（１４）では
、三相１２パルス方式或いは単相全波整流方式が一般的
に用いられるが、これらの場合のＸ線出力の変動周期Ｔ
、は、上述の第（４）式で示した２０ｍ５　ｅｃに対し
てそれぞれ１／１２　（−１，７ｍ５ｅｃ）或いはｌ／
２　（＝１０ｍｓｅｃ）となる。この場合にも、前述の
第（１）式が成立し、均一な画像が得られる。

発明の効果本発明は以上説明したように、各フレームのデジタル画
像信号を連続する３フレームないし３の倍数のフレーム
で加算し、この加算演算の結果を一枚の画像として表示
することにより、Ｘ線テレビカメラ４のフレーム周期を
３倍ないし３の倍数倍とし、電源周波数５０１（ｚの脈
流出力の場合でも前述の第（１）式の関係を成立させる
ことができる。従って、例えば３フレーム加算後の各画
素の輝度は等しくなり、各画素間の輝度差を無くすこと
ができる。このことから、一枚の画像として画素間の濃
度むらを除去することができると共に、インタレースス
キャンによる二つのフィールド間のレベル差を無くして
フリッカを除去し、画質を向上することができる。特に
、異なる条件で撮影した二枚の画像の間でサブトラクシ
ョン処理を行う場合に、上記画質向上の効果は顕著であ
る。また、脈流出力のＸ線高電圧装置は、一般に直流出
力のＸ線高電圧装置に比べて低コストであるので、本発
明を適用することにより当該Ｘ線画像診断装置等のコス
ト低下を図ることができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明によるＸ線画像処理方法の概念を説明す
るタイミング線図、第２図は本発明の方法の処理手順を
示すフローチャート、第３図は本発明の方法の実施に使
用する装置を示すブロック図、第４図は上記装置の動作
を示すタイミング線図、第５図は従来例の画像処理を示
すタイミング線図である。１・・・被写体２・・・Ｘ線管３・・・Ｘ線イメージインテンシファイア４・・・Ｘ線
テレビカメラ５・・・Ａ／Ｄ変換器６・・・演算器７．８・・・フレームメモリ９・・・Ｄ／Ａ変換器１０・・・テレビモニタ

Claims

【特許請求の範囲】

被写体にＸ線を照射して得られるＸ線像をＸ線テレビカ
メラでビデオ信号に変換し、このビデオ信号をデジタル
画像に変換した後、各フレームのデジタル画像信号を連
続する３フレームないし３の倍数のフレームで加算し、
この加算演算の結果を一枚の画像として表示装置に表示
することを特徴とするＸ線画像処理方法。