JPH09270003A - Processor for x-ray image - Google Patents

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To reduce noise without fading an image of an outline or a part in fast motion out of focus by calculating the degrees of dispersion in pixel value of a noticed pixel in X-ray image data in respective directions and employing the value, obtained by smoothing the pixel value in the direction where the degree of dispersion is smallest, as the value of the pixel. SOLUTION: X Rays from an X-ray tube 11 are transmitted through a subject 10, made incident on an image intensifier 12, and converted into an optical image. Then the image signal of the output optical image of the image intensifier 12 is converted by an A/D converter 15 into digital image data, which are sent to a digital image processor 16. Circuits 30-33 of the digital image processor 16 calculates variance values σ showing the degrees of dispersion in pixel value in the respective directions and the mean value of the pixel values, a comparator 34 compares the variance values of the respective directions and sends the vector number of the smallest variance value to a selector 35, and the mean value of the pixel values of the vector having the vector number is selected and outputted as image data after the processing of the pixel of interest.

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【０００１】[0001]

【発明の属する技術分野】この発明は、医療などにおけ
るＸ線画像データを処理する装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an apparatus for processing X-ray image data in medical care.

【０００２】[0002]

【従来の技術】Ｘ線ＴＶシステムを用いて被写体（患者
の身体など）のＸ線透過像を電気的な画像信号として撮
像し、これをモニター装置に表示して観察することが広
く行なわれている。さらに、この画像信号をデジタル画
像データに変換して種々のデジタル画像処理を行なうこ
とも普及している。Ｘ線画像の中でもとくにＸ線透視像
は、低線量で撮影するため、Ｓ／Ｎ比が悪く、量子ノイ
ズが多いので、ノイズを低減し、画像を見易くする処理
を行うことが不可欠である。2. Description of the Related Art An X-ray transmission image of a subject (such as a patient's body) is picked up as an electric image signal using an X-ray TV system, and this is widely displayed on a monitor device for observation. There is. Further, it is also popular to convert this image signal into digital image data and perform various digital image processing. Among X-ray images, especially X-ray fluoroscopic images are taken at a low dose, so the S / N ratio is poor, and there is a large amount of quantum noise, so it is essential to perform processing that reduces noise and makes the image easier to see.

【０００３】従来、ノイズ低減のための画像処理として
は、画像を時間方向にスムージングするリカーシブフィ
ルタや、テンプレート処理によるデジタル空間フィルタ
などが主に用いられてきた。Conventionally, as image processing for noise reduction, a recursive filter for smoothing an image in the time direction and a digital spatial filter by template processing have been mainly used.

【０００４】[0004]

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
画像処理では、ノイズ低減効果を大きくすると別の問題
が生じ、そのため十分なノイズ低減効果を得ることがで
きない。すなわち、リカーシブフィルタにより時間方向
にスムージングする場合には、ノイズ低減効果を大きく
すると、速い動きに追従できず、動きの速い部分で画像
がぼける。また、空間フィルタでは、ノイズ低減効果を
大きくすると画像の輪郭がぼけてシャープさが失われ
る。However, in the conventional image processing, another problem arises when the noise reduction effect is increased, so that the sufficient noise reduction effect cannot be obtained. That is, in the case of smoothing in the time direction by the recursive filter, if the noise reduction effect is increased, it is not possible to follow the fast motion, and the image is blurred in the fast motion part. Further, in the spatial filter, when the noise reduction effect is increased, the outline of the image is blurred and the sharpness is lost.

【０００５】この発明は、上記に鑑み、輪郭がぼけたり
動きの速い部分で画像がぼけたりすることなく、ノイズ
を低減させることができる、Ｘ線画像の処理装置を提供
することを目的とする。In view of the above, it is an object of the present invention to provide an X-ray image processing apparatus capable of reducing noise without blurring an outline or blurring an image in a fast-moving portion. .

【０００６】[0006]

【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、この発明によるＸ線画像の処理装置においては、入
力されたＸ線画像データにおける着目画素の各方向での
画素値のばらつき度を算出する手段と、最もばらつき度
が小さい方向で画素値をスムージングする手段と、その
スムージングした値をその画素の値とする処理をすべて
の画素について行なってＸ線画像データとして出力する
手段とが備えられることが特徴となっている。In order to achieve the above object, in the X-ray image processing apparatus according to the present invention, the degree of variation in the pixel value in each direction of the pixel of interest in the input X-ray image data is determined. A means for calculating, a means for smoothing the pixel value in the direction with the smallest degree of variation, and a means for performing processing for setting the smoothed value as the value of the pixel for all the pixels and outputting it as X-ray image data are provided. It is characterized by being.

【０００７】たとえば造影剤が充満した血管像を考えて
みると、その血管像の輪郭付近では、輪郭線に直角な方
向にスムージングしたのでは輪郭のシャープさが失われ
てしまう。この場合は、輪郭線に沿った方向にスムージ
ングすれば、輪郭線の中で平均化が行なわれ、ノイズは
低減するが、輪郭線がぼけるということはなくなる。着
目画素の各方向での画素値のばらつき度を求め、そのば
らつき度が最も小さい方向を見出すことは、その輪郭線
を検出することに相当する。また、そのばらつき度が最
も小さい方向で画素値をスムージングすることは輪郭線
に沿ってスムージングすることである。そのため、画像
の輪郭をぼけさせずシャープさを失わないようにしてノ
イズを少なくする処理を行なうことが可能となる。Considering, for example, a blood vessel image filled with a contrast medium, near the contour of the blood vessel image, the smoothness of the contour is lost if smoothed in a direction perpendicular to the contour line. In this case, if smoothing is performed in the direction along the contour line, the contour line is averaged and noise is reduced, but the contour line is not blurred. Obtaining the degree of variation of the pixel value in each direction of the pixel of interest and finding the direction with the smallest degree of variation corresponds to detecting the contour line. Further, smoothing the pixel value in the direction in which the degree of variation is the smallest is smoothing along the contour line. Therefore, it is possible to perform processing for reducing noise by not blurring the outline of the image and not losing sharpness.

【０００８】[0008]

【発明の実施の形態】つぎに、この発明の実施の形態に
ついて図面を参照しながら詳細に説明する。図１におい
て、Ｘ線管１１から発射されたＸ線が被写体１０を透過
してイメージインテンシファイア１２に入射し、Ｘ線透
過像が光学像に変換される。イメージインテンシファイ
ア１２には光学系１３を介してＴＶカメラ１４が結合さ
れており、イメージインテンシファイア１２の出力光学
像の画像信号が得られる。この画像信号はＡ／Ｄ変換器
１５によりデジタル画像データに変換された後、デジタ
ル画像処理装置１６に送られてノイズ低減のための処理
を受け、その後Ｄ／Ａ変換器１７でアナログの画像信号
に戻され、ＴＶモニター装置１８に送られる。Next, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. In FIG. 1, X-rays emitted from an X-ray tube 11 penetrate a subject 10 and enter an image intensifier 12, and an X-ray transmission image is converted into an optical image. A TV camera 14 is connected to the image intensifier 12 via an optical system 13, and an image signal of an output optical image of the image intensifier 12 is obtained. This image signal is converted into digital image data by the A / D converter 15 and then sent to the digital image processing device 16 to be subjected to noise reduction processing, after which the D / A converter 17 outputs an analog image signal. And sent to the TV monitor device 18.

【０００９】デジタル画像処理装置１６は、ｎ本のライ
ンメモリ２１〜２Ｎと、各方向での画素値のばらつき度
を示す分散値σと画素値の平均値Ｍを算出する回路３０
〜３３が備えられている。ここでは、図２に示すように
着目画素Ｉｘｙに対して、それを中心とするＮ×Ｎのテ
ンプレートを設定してｎ本のラインメモリ２１〜２Ｎに
そのデータを一時的に格納する。このＮ×Ｎのマトリク
スデータの中で４５゜間隔の方向に４つのベクトルＶ
０、Ｖ１，Ｖ２，Ｖ３を設定する。回路３０〜３３は、
この４つのベクトルＶ０、Ｖ１，Ｖ２，Ｖ３に沿ったＮ
個の画素値の分散値σ０、σ１、σ２、σ３とＮ個の画
素値の平均値Ｍ０、Ｍ１，Ｍ２，Ｍ３をそれぞれ算出す
る。The digital image processing apparatus 16 includes n line memories 21 to 2N, a circuit 30 for calculating a variance value σ indicating the degree of dispersion of pixel values in each direction, and an average value M of pixel values.
~ 33 are provided. Here, as shown in FIG. 2, an N × N template centered on the pixel of interest Ixy is set and the data is temporarily stored in the n line memories 21 to 2N. In this N × N matrix data, four vectors V are arranged in the direction of 45 ° intervals.
0, V1, V2 and V3 are set. Circuits 30-33 are
N along these four vectors V0, V1, V2, V3
Variance values σ0, σ1, σ2, σ3 of N pixel values and average values M0, M1, M2, M3 of N pixel values are calculated.

【００１０】そして４つの分散値σ０、σ１、σ２、σ
３はコンパレータ３４において比較され、最も小さい分
散値を示すベクトル番号ｉ＊が求められる。このベクト
ル番号ｉ＊はセレクタ３５に送られ、そのベクトル番号
ｉ＊のベクトルにおける画素値の平均値Ｍｉ＊が選択さ
れる。このデータが着目画素Ｉｘｙにおける処理後の画
像データＰｘｙとして出力される。このような処理が、
全画素について順次リアルタイムで繰り返し行なわれ
る。すなわち、着目画素を中心とするＮ×Ｎのマトリク
スデータが揃うごとにこのような処理がリアルタイムで
行なわれる。これにより処理後の画像データがリアルタ
イムで得られ、Ｄ／Ａ変換器１７を経てＴＶモニター装
置１８で表示されることになる。Then, four variance values σ0, σ1, σ2, σ
3 is compared in the comparator 34, and the vector number i * indicating the smallest dispersion value is obtained. This vector number i * is sent to the selector 35, and the average value Mi * of the pixel values in the vector of the vector number i * is selected. This data is output as the processed image data Pxy in the pixel of interest Ixy. Such processing is
All pixels are sequentially repeated in real time. That is, such processing is performed in real time each time N × N matrix data centered on the pixel of interest is prepared. As a result, the processed image data is obtained in real time and is displayed on the TV monitor device 18 via the D / A converter 17.

【００１１】ここで、上記の通り処理後の画像データＰ
ｘｙはつぎの式で表される。 Ｐｘｙ＝Ｍｉ＊ ＭｉはベクトルＶｉ上のＮ個の画素の平均値であり、つ
ぎの数式１で表される。Here, the image data P processed as described above
xy is expressed by the following equation. Pxy = Mi * Mi is an average value of N pixels on the vector Vi and is represented by the following mathematical formula 1.

【数１】 また、ベクトルＶｉ上のＮ個の画素の分散値σｉは式で
表せばつぎの数式２のようになる。[Equation 1] Further, the variance value σi of N pixels on the vector Vi is expressed by the following formula 2 when expressed by a formula.

【数２】 分散値σｉの最も小さいベクトル番号ｉ＊はつぎの数式
３で表される。[Equation 2] The vector number i * having the smallest variance value σi is expressed by the following mathematical expression 3.

【数３】 (Equation 3)

【００１２】図３で示すような造影剤が充満した血管像
４１を上記のように処理することを考えてみると、Ａ部
ではＶ２方向の平均値Ｍ２が採用され、Ｂ部ではＶ１方
向の平均値Ｍ１が選択され、Ｃ部ではＶ３方向の平均値
Ｍ３が採用され、Ｄ部ではＶ０方向の平均値Ｍ０が採用
されることになる。つまり、血管像４１の輪郭付近で
は、輪郭線に沿った方向にのみスムージングがなされる
ので、輪郭線を横切る方向にスムージングが行われて輪
郭がぼけるということを避けることができ、輪郭のシャ
ープさを損なうことなくノイズを減らすことができる。
このように画像の辺縁に最もマッチしたベクトルを選択
してスムージング処理を行うため、平均する画素数Ｎを
大きくしてノイズ低減効果を大きくしても、辺縁部のぼ
けを抑えることができる。Considering that the blood vessel image 41 filled with the contrast medium as shown in FIG. 3 is processed as described above, the average value M2 in the V2 direction is adopted in the A part, and the V1 direction in the B part is adopted. The average value M1 is selected, the C section adopts the average value M3 in the V3 direction, and the D section adopts the average value M0 in the V0 direction. That is, in the vicinity of the contour of the blood vessel image 41, smoothing is performed only in the direction along the contour line, so that it is possible to avoid smoothing in the direction crossing the contour line and blurring of the contour, and sharpness of the contour. The noise can be reduced without compromising.
Since the smoothing process is performed by selecting the vector that most matches the edge of the image as described above, even if the noise reduction effect is increased by increasing the average number N of pixels, blurring of the edge can be suppressed. .

【００１３】なお、上記ではベクトル（方向）を４つと
したが、さらに増加させたり、あるいは図４に示すよう
にベクトルではなく、各方向に分割したエリアＲ０、Ｒ
１、…、Ｒ７を考えて、この各エリア内での画素の分散
値σと平均値Ｍとを求めて、最も分散値σが小さいエリ
アの平均値Ｍを選択するよう構成することもできる。ま
た、画素値のばらつき度を表すものとして分散値σを用
いたが、画素値のばらつき度を表すものであれば、他の
算術値を採用することもできる。画素値の平均値Ｍにつ
いても同様で、実質的にスムージング処理するものであ
ればよい。さらにラインメモリはＮ×Ｎのマトリクスの
データを一時的に格納するために用いたものであり、他
のメモリを用いることができることは勿論である。In the above description, the number of vectors (directions) is four, but the number may be further increased, or, as shown in FIG. 4, the areas R0, R divided in each direction are not vectors.
1, ..., R7, the variance value σ and the average value M of the pixels in each area are obtained, and the average value M of the area having the smallest variance value σ can be selected. Although the variance value σ is used to represent the degree of variation in pixel values, another arithmetic value can be used as long as it represents the degree of variation in pixel values. The same applies to the average value M of the pixel values as long as the smoothing processing is substantially performed. Further, the line memory is used to temporarily store N × N matrix data, and it goes without saying that another memory can be used.

【００１４】[0014]

【発明の効果】以上説明したように、この発明のＸ線画
像の処理装置によれば、着目画素が画像の辺縁部（画像
データつまり輝度が大きく変化する部分）の近傍にある
ときその辺縁に最も近い方向のベクトルを検出し、この
ベクトル上の画素間でスムージングを行なうため、画像
の輪郭をぼかすことなく大きなノイズ低減効果を得るこ
とができる。また、時間方向にスムージングすることが
ないので、動きのある部分で画像がぼけることもない。As described above, according to the X-ray image processing apparatus of the present invention, when the pixel of interest is in the vicinity of the edge portion of the image (image data, that is, the portion where the luminance greatly changes), that edge Since the vector in the direction closest to the edge is detected and the pixels on this vector are smoothed, a large noise reduction effect can be obtained without blurring the contour of the image. Further, since there is no smoothing in the time direction, the image is not blurred in a moving part.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【図１】この発明の実施の形態を示すブロック図。FIG. 1 is a block diagram showing an embodiment of the present invention.

【図２】テンプレートおよびベクトルを示す模式図。FIG. 2 is a schematic diagram showing templates and vectors.

【図３】実際のＸ線画像での処理を説明するための図。FIG. 3 is a diagram for explaining processing with an actual X-ray image.

【図４】他の例のテンプレートを示す模式図。FIG. 4 is a schematic diagram showing a template of another example.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１０ 被写体 １１ Ｘ線管 １２ イメージインテンシファ
イア １３ 光学系 １４ ＴＶカメラ １５ Ａ／Ｄ変換器 １６ デジタル画像処理装置 １７ Ｄ／Ａ変換器 １８ ＴＶモニター装置 ２１〜２Ｎ ラインメモリ ３０ Ｍ０、σ０算出回路 ３１ Ｍ１、σ１算出回路 ３２ Ｍ２、σ２算出回路 ３３ Ｍ３、σ３算出回路 ３４ コンパレータ ３５ セレクタ ４１ 血管像10 subject 11 X-ray tube 12 image intensifier 13 optical system 14 TV camera 15 A / D converter 16 digital image processing device 17 D / A converter 18 TV monitor device 21 to 2N line memory 30 M0, σ0 calculation circuit 31 M1, σ1 calculation circuit 32 M2, σ2 calculation circuit 33 M3, σ3 calculation circuit 34 Comparator 35 Selector 41 Blood vessel image

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 入力されたＸ線画像データにおける着目
画素の各方向での画素値のばらつき度を算出する手段
と、最もばらつき度が小さい方向で画素値をスムージン
グする手段と、そのスムージングした値をその画素の値
とする処理をすべての画素について行なってＸ線画像デ
ータとして出力する手段とを備えることを特徴とするＸ
線画像の処理装置。1. A means for calculating the degree of variation of pixel values in each direction of a pixel of interest in input X-ray image data, a means for smoothing pixel values in the direction with the smallest degree of variation, and a smoothed value thereof. Is set as the value of the pixel for all pixels and is output as X-ray image data.
Line image processing device.