JPH09270003A - Processor for x-ray image - Google Patents
Processor for x-ray imageInfo
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- JPH09270003A JPH09270003A JP8101885A JP10188596A JPH09270003A JP H09270003 A JPH09270003 A JP H09270003A JP 8101885 A JP8101885 A JP 8101885A JP 10188596 A JP10188596 A JP 10188596A JP H09270003 A JPH09270003 A JP H09270003A
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Landscapes
- Image Processing (AREA)
- Closed-Circuit Television Systems (AREA)
- Image Analysis (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
Description
【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.
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)
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.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP8101885A JPH09270003A (en) | 1996-03-31 | 1996-03-31 | Processor for x-ray image |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP8101885A JPH09270003A (en) | 1996-03-31 | 1996-03-31 | Processor for x-ray image |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH09270003A true JPH09270003A (en) | 1997-10-14 |
Family
ID=14312399
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP8101885A Pending JPH09270003A (en) | 1996-03-31 | 1996-03-31 | Processor for x-ray image |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH09270003A (en) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EA016483B1 (en) * | 2011-01-14 | 2012-05-30 | Закрытое Акционерное Общество "Импульс" | Method of digital x-ray film noise assessment |
-
1996
- 1996-03-31 JP JP8101885A patent/JPH09270003A/en active Pending
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EA016483B1 (en) * | 2011-01-14 | 2012-05-30 | Закрытое Акционерное Общество "Импульс" | Method of digital x-ray film noise assessment |
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