JPH09219822A - Ｘ線作像システム用の自動輝度制御 - Google Patents
Ｘ線作像システム用の自動輝度制御Info
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- JPH09219822A JPH09219822A JP8332614A JP33261496A JPH09219822A JP H09219822 A JPH09219822 A JP H09219822A JP 8332614 A JP8332614 A JP 8332614A JP 33261496 A JP33261496 A JP 33261496A JP H09219822 A JPH09219822 A JP H09219822A
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- image signal
- transfer function
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- H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- H05G—X-RAY TECHNIQUE
- H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
- H05G1/08—Electrical details
- H05G1/26—Measuring, controlling or protecting
- H05G1/30—Controlling
- H05G1/36—Temperature of anode; Brightness of image power
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
- H04N23/30—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof for generating image signals from X-rays
-
- H—ELECTRICITY
- H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- H05G—X-RAY TECHNIQUE
- H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
- H05G1/08—Electrical details
- H05G1/60—Circuit arrangements for obtaining a series of X-ray photographs or for X-ray cinematography
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- Health & Medical Sciences (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
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- Engineering & Computer Science (AREA)
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- Signal Processing (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- X-Ray Techniques (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 Ｘ線量と、ビデオのダイナミック・レンジ
と、表示振幅との独立制御を可能にするＸ線作像システ
ム用の自動輝度制御を提供する。 【解決手段】 Ｘ線作像システム４０が、Ｘ線源４２
と、Ｘ線減衰に基づく画像信号を発生するビデオ・カメ
ラ５２と、画像処理装置７２とを含んでいる。システム
４０は、ピーク検出器６０と、平均輝度検出器５８と、
伝達関数発生器６２とを含んでいる自動輝度制御３０を
有している。ピーク検出器６０は、受け取った画像信号
のピーク・レベルとピーク基準レベルとの比較に応答し
てカメラ５２を制御するビデオ・ゲイン制御信号を発生
する。平均輝度検出器５８は画像信号を用いて、Ｘ線源
４２を制御するフィードバック信号を発生する。伝達関
数発生器６２は画像信号の強度レベルのヒストグラムを
発生する。ヒストグラムはルック・アップ・テーブル
（ＬＵＴ）７６を形成し、ＬＵＴ７６を画像処理装置７
２で用いて、画像信号を表示のための調節済画像信号に
変換する。
と、表示振幅との独立制御を可能にするＸ線作像システ
ム用の自動輝度制御を提供する。 【解決手段】 Ｘ線作像システム４０が、Ｘ線源４２
と、Ｘ線減衰に基づく画像信号を発生するビデオ・カメ
ラ５２と、画像処理装置７２とを含んでいる。システム
４０は、ピーク検出器６０と、平均輝度検出器５８と、
伝達関数発生器６２とを含んでいる自動輝度制御３０を
有している。ピーク検出器６０は、受け取った画像信号
のピーク・レベルとピーク基準レベルとの比較に応答し
てカメラ５２を制御するビデオ・ゲイン制御信号を発生
する。平均輝度検出器５８は画像信号を用いて、Ｘ線源
４２を制御するフィードバック信号を発生する。伝達関
数発生器６２は画像信号の強度レベルのヒストグラムを
発生する。ヒストグラムはルック・アップ・テーブル
（ＬＵＴ）７６を形成し、ＬＵＴ７６を画像処理装置７
２で用いて、画像信号を表示のための調節済画像信号に
変換する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、Ｘ線作像装置に関し、
更に具体的には、このような作像装置のための露光量及
び輝度の自動制御に関する。
更に具体的には、このような作像装置のための露光量及
び輝度の自動制御に関する。
【０００２】
【従来の技術】Ｘ線作像装置は、周知の医療診断ツール
である。Ｘ線システム１０の一形式を図１に示す。Ｘ線
システム１０はＸ線管１２を含んでいる。Ｘ線管１２は
Ｘ線ビームを発生し、Ｘ線ビームはコリメータ１４を通
過し、その後、検査される患者１６を貫通するように誘
導される。患者を透過したＸ線は画像増強管（インテン
シファイア・チューブ）１８に入射し、画像増強管１８
はＸ線を可視光画像に変換し、可視光画像は、対物レン
ズ２０によって光学的開口絞り２２を介してビデオ・カ
メラ２４に焦点を合わせられる。ビデオ・カメラは標準
ビデオ信号を発生し、ビデオ信号は従来の画像処理装置
２６に印加され、画像処理装置２６は、雑音低減、輪郭
平滑化、エッジ強調及びピーク抑制を行って、モニタ２
８上での画像の表示性を向上させる。
である。Ｘ線システム１０の一形式を図１に示す。Ｘ線
システム１０はＸ線管１２を含んでいる。Ｘ線管１２は
Ｘ線ビームを発生し、Ｘ線ビームはコリメータ１４を通
過し、その後、検査される患者１６を貫通するように誘
導される。患者を透過したＸ線は画像増強管（インテン
シファイア・チューブ）１８に入射し、画像増強管１８
はＸ線を可視光画像に変換し、可視光画像は、対物レン
ズ２０によって光学的開口絞り２２を介してビデオ・カ
メラ２４に焦点を合わせられる。ビデオ・カメラは標準
ビデオ信号を発生し、ビデオ信号は従来の画像処理装置
２６に印加され、画像処理装置２６は、雑音低減、輪郭
平滑化、エッジ強調及びピーク抑制を行って、モニタ２
８上での画像の表示性を向上させる。
【０００３】作像される患者の部分の密度、Ｘ線量及び
その他の要素に依存して、モニタ２８上に表示されるビ
デオ画像の輝度は著しく変化し得る。従って、殆どのＸ
線システムは、米国特許第４，５７３，１８３号に記載
されているような自動輝度制御３０を組み入れている。
自動輝度制御３０は、ビデオ信号から画像の平均輝度を
求める。この平均輝度の情報を用いて、カメラ２４を制
御するビデオ・ゲイン信号を発生すると共に、Ｘ線管電
源３２を制御する輝度フィードバック信号を発生する。
輝度フィードバック信号に応答して、Ｘ線管電源３２は
Ｘ線管１２用のバイアス電圧及びフィラメント電流を発
生し、このようにしてＸ線ビームの強度を変化させて、
画像増強管１８によって形成されるＸ線画像の輝度を調
節する。ビデオ・カメラ２４のゲイン（利得）又は開口
を変化させることによっても又、モニタ２８上での画像
の輝度が制御される。このように、自動輝度制御３０に
よって供給されるフィードバックは、公知の方式で画像
の輝度に影響を与えるＸ線放射量及びカメラ・ゲインを
修正し、患者のＸ線吸収の変化を考慮しないでもフィー
ドバック制御を較正して一貫した画像表示輝度を発生す
ることができる。
その他の要素に依存して、モニタ２８上に表示されるビ
デオ画像の輝度は著しく変化し得る。従って、殆どのＸ
線システムは、米国特許第４，５７３，１８３号に記載
されているような自動輝度制御３０を組み入れている。
自動輝度制御３０は、ビデオ信号から画像の平均輝度を
求める。この平均輝度の情報を用いて、カメラ２４を制
御するビデオ・ゲイン信号を発生すると共に、Ｘ線管電
源３２を制御する輝度フィードバック信号を発生する。
輝度フィードバック信号に応答して、Ｘ線管電源３２は
Ｘ線管１２用のバイアス電圧及びフィラメント電流を発
生し、このようにしてＸ線ビームの強度を変化させて、
画像増強管１８によって形成されるＸ線画像の輝度を調
節する。ビデオ・カメラ２４のゲイン（利得）又は開口
を変化させることによっても又、モニタ２８上での画像
の輝度が制御される。このように、自動輝度制御３０に
よって供給されるフィードバックは、公知の方式で画像
の輝度に影響を与えるＸ線放射量及びカメラ・ゲインを
修正し、患者のＸ線吸収の変化を考慮しないでもフィー
ドバック制御を較正して一貫した画像表示輝度を発生す
ることができる。
【０００４】標準の自動輝度調節３０は、画像の共通の
平均輝度値からビデオ・ゲイン信号及び輝度フィードバ
ック信号を求める。しかしながら、共通の輝度フィード
バック信号は、モニタ２８上で発生される画像に影響を
与える上述の諸システムのパラメータを理想的に制御す
るとは言えないことがわかっている。
平均輝度値からビデオ・ゲイン信号及び輝度フィードバ
ック信号を求める。しかしながら、共通の輝度フィード
バック信号は、モニタ２８上で発生される画像に影響を
与える上述の諸システムのパラメータを理想的に制御す
るとは言えないことがわかっている。
【０００５】
【発明の概要】本発明の一般的な目的は、Ｘ線量と、ビ
デオのダイナミック・レンジと、表示振幅との独立制御
を可能にする適応輝度制御システムを提供することにあ
る。本発明のもう１つの目的は、共通の画像信号をサン
プリングすることにより上述した３つの機能の上述のよ
うな独立制御を可能にすることにある。
デオのダイナミック・レンジと、表示振幅との独立制御
を可能にする適応輝度制御システムを提供することにあ
る。本発明のもう１つの目的は、共通の画像信号をサン
プリングすることにより上述した３つの機能の上述のよ
うな独立制御を可能にすることにある。
【０００６】本発明の更なる目的は、適応ヒストグラム
処理を用いて画像の表示品質を制御することにある。本
発明の更にもう１つの目的は、Ｘ線量と、ビデオ信号の
電流レベルと、表示振幅との独立制御を減結合式（deco
upled）適応制御機能を介して提供することにある。
処理を用いて画像の表示品質を制御することにある。本
発明の更にもう１つの目的は、Ｘ線量と、ビデオ信号の
電流レベルと、表示振幅との独立制御を減結合式（deco
upled）適応制御機能を介して提供することにある。
【０００７】本発明を組み入れることのできる例示的な
Ｘ線作像システムは、Ｘ線源と、減衰されたＸ線によっ
て形成される画像信号を発生するビデオ・カメラを有し
ている検出器と、画像信号をビデオ画像に変換するビデ
オ・モニタとを含んでいる。新規な自動輝度制御は、伝
達関数発生器を含んでおり、伝達関数発生器は、画像信
号を受け取ると共に画像信号から画像伝達関数を画定し
ている１組の値を発生する。好適な実施例では、伝達関
数発生器は画像信号の画像強度レベルからヒストグラム
を作成する。好適な伝達関数発生器は、ヒストグラムを
積分し、次いで積分されたヒストグラム内の強度レベル
のカウント（個数）を、予め画定された値の範囲にスケ
ーリング（拡縮）し、これによりスケーリング済ヒスト
グラムを発生する。上述の予め画定された範囲は、画像
信号の強度レベルの範囲に対応している。スケーリング
済ヒストグラム内の値は、画像の伝達関数を画定してい
る。
Ｘ線作像システムは、Ｘ線源と、減衰されたＸ線によっ
て形成される画像信号を発生するビデオ・カメラを有し
ている検出器と、画像信号をビデオ画像に変換するビデ
オ・モニタとを含んでいる。新規な自動輝度制御は、伝
達関数発生器を含んでおり、伝達関数発生器は、画像信
号を受け取ると共に画像信号から画像伝達関数を画定し
ている１組の値を発生する。好適な実施例では、伝達関
数発生器は画像信号の画像強度レベルからヒストグラム
を作成する。好適な伝達関数発生器は、ヒストグラムを
積分し、次いで積分されたヒストグラム内の強度レベル
のカウント（個数）を、予め画定された値の範囲にスケ
ーリング（拡縮）し、これによりスケーリング済ヒスト
グラムを発生する。上述の予め画定された範囲は、画像
信号の強度レベルの範囲に対応している。スケーリング
済ヒストグラム内の値は、画像の伝達関数を画定してい
る。
【０００８】画像処理装置は、画定された画像伝達関数
を画像信号に印加して、ビデオ・モニタ上に表示される
調節済画像信号を発生する。好適には、スケーリング済
ヒストグラムは、画像信号内の各々の画素の強度レベル
を調節済画像信号内の変換済画素に変換するルック・ア
ップ・テーブルとして記憶されている。
を画像信号に印加して、ビデオ・モニタ上に表示される
調節済画像信号を発生する。好適には、スケーリング済
ヒストグラムは、画像信号内の各々の画素の強度レベル
を調節済画像信号内の変換済画素に変換するルック・ア
ップ・テーブルとして記憶されている。
【０００９】
【実施例】図２を参照すると、本発明を組み入れたＸ線
作像システム４０は、Ｘ線源４２を有しており、Ｘ線源
４２は、患者４３を通過するように誘導されるＸ線ビー
ム４４を発生する従来の真空管とコリメータとを有して
いる。Ｘ線ビームは、患者の身体を通過し、そのときに
様々な解剖学的構造によって減衰される。患者の身体を
出たビームは、画像増強器４６に入射し、画像増強器４
６は、減衰したＸ線を変換して、Ｘ線検出器アセンブリ
４５によって受け取られる可視光画像とする。検出器ア
センブリ４５は対物レンズ４８を有しており、対物レン
ズ４８は、開口５０を介してビデオ・カメラ５２に画像
の焦点を合わせる。ビデオ・カメラ５２は、減衰したＸ
線によって形成される画像を表すアナログ・ビデオ信号
を発生する。線５４上のアナログ・ビデオ信号は、アナ
ログからデジタルへの（Ａ／Ｄ）変換器７０によって１
系列のＮビット（例えば、８ビット）のディジタル画
素、即ちピクセルに変換され、ディジタル化された信号
は画像処理装置７２によって処理されて、モニタ７４上
に表示する前に画質を向上させる。
作像システム４０は、Ｘ線源４２を有しており、Ｘ線源
４２は、患者４３を通過するように誘導されるＸ線ビー
ム４４を発生する従来の真空管とコリメータとを有して
いる。Ｘ線ビームは、患者の身体を通過し、そのときに
様々な解剖学的構造によって減衰される。患者の身体を
出たビームは、画像増強器４６に入射し、画像増強器４
６は、減衰したＸ線を変換して、Ｘ線検出器アセンブリ
４５によって受け取られる可視光画像とする。検出器ア
センブリ４５は対物レンズ４８を有しており、対物レン
ズ４８は、開口５０を介してビデオ・カメラ５２に画像
の焦点を合わせる。ビデオ・カメラ５２は、減衰したＸ
線によって形成される画像を表すアナログ・ビデオ信号
を発生する。線５４上のアナログ・ビデオ信号は、アナ
ログからデジタルへの（Ａ／Ｄ）変換器７０によって１
系列のＮビット（例えば、８ビット）のディジタル画
素、即ちピクセルに変換され、ディジタル化された信号
は画像処理装置７２によって処理されて、モニタ７４上
に表示する前に画質を向上させる。
【００１０】カメラ５２からのビデオ信号は又、適応輝
度制御回路５６の入力に印加される。適応輝度制御回路
５６は、３つの主要なサブシステム、即ち、平均輝度検
出器５８と、ピーク信号検出器６０と、伝達関数マイク
ロコンピュータ６２とを有している。ピーク検出器６０
は、カメラ５２のビデオ・ゲインを制御するが、この制
御は、アナログ・ディジタル変換器（ＡＤＣ）７０の最
大信号振幅容量に又はその付近にピーク・ビデオ信号を
配置するような方式で行われる。この機能は、Ａ／Ｄ変
換器７０がピーク・ビデオ・レベルによって飽和するの
を防止しながら、ビデオ信号がディジタル信号処理のダ
イナミック・レンジの全般に広がることを保証する。
度制御回路５６の入力に印加される。適応輝度制御回路
５６は、３つの主要なサブシステム、即ち、平均輝度検
出器５８と、ピーク信号検出器６０と、伝達関数マイク
ロコンピュータ６２とを有している。ピーク検出器６０
は、カメラ５２のビデオ・ゲインを制御するが、この制
御は、アナログ・ディジタル変換器（ＡＤＣ）７０の最
大信号振幅容量に又はその付近にピーク・ビデオ信号を
配置するような方式で行われる。この機能は、Ａ／Ｄ変
換器７０がピーク・ビデオ・レベルによって飽和するの
を防止しながら、ビデオ信号がディジタル信号処理のダ
イナミック・レンジの全般に広がることを保証する。
【００１１】具体的には、ピーク検出器６０は、ビデオ
信号のピーク・レベル、即ち最高レベルを決定し、次い
でこのピーク・レベルを、Ａ／Ｄ変換器７０によって取
り扱い可能な最大振幅に対応するピーク基準レベルと比
較する。ピーク検出器は、ピーク・レベルを表すコンデ
ンサ電圧でコンデンサを充電しているダイオードを含ん
でいてもよい。基準レベルとの比較の結果によって、カ
メラ５２の増幅ゲイン及び光学的開口の寸法を制御する
ビデオ・ゲイン信号が発生される。ビデオ信号のピーク
・レベルがピーク基準レベルを下回る場合には、ピーク
・ビデオ・レベルを最大の許容値に引き上げるために、
ビデオ・ゲインを増大させるか、又はその代わりにビデ
オ開口を広げる。同様に、ピーク・ビデオ信号レベルが
Ａ／Ｄ変換器７０の容量を上回る場合には、ピーク検出
器６０は、ピーク・ビデオ・レベルを最大レベルに引き
下げるために、ビデオ・ゲインを減少させるか、又はビ
デオ開口を狭める。このビデオ・カメラ・ゲインの制御
は、Ｘ線量を調節する平均輝度検出器５８と、画像表示
特性を画定する伝達関数マイクロコンピュータ６２とに
よって実現される他の制御機能とは独立に実行される。
信号のピーク・レベル、即ち最高レベルを決定し、次い
でこのピーク・レベルを、Ａ／Ｄ変換器７０によって取
り扱い可能な最大振幅に対応するピーク基準レベルと比
較する。ピーク検出器は、ピーク・レベルを表すコンデ
ンサ電圧でコンデンサを充電しているダイオードを含ん
でいてもよい。基準レベルとの比較の結果によって、カ
メラ５２の増幅ゲイン及び光学的開口の寸法を制御する
ビデオ・ゲイン信号が発生される。ビデオ信号のピーク
・レベルがピーク基準レベルを下回る場合には、ピーク
・ビデオ・レベルを最大の許容値に引き上げるために、
ビデオ・ゲインを増大させるか、又はその代わりにビデ
オ開口を広げる。同様に、ピーク・ビデオ信号レベルが
Ａ／Ｄ変換器７０の容量を上回る場合には、ピーク検出
器６０は、ピーク・ビデオ・レベルを最大レベルに引き
下げるために、ビデオ・ゲインを減少させるか、又はビ
デオ開口を狭める。このビデオ・カメラ・ゲインの制御
は、Ｘ線量を調節する平均輝度検出器５８と、画像表示
特性を画定する伝達関数マイクロコンピュータ６２とに
よって実現される他の制御機能とは独立に実行される。
【００１２】平均輝度検出器５８は、Ｘ線源４２によっ
て放出されるＸ線画像を作成するための放射線量、即
ち、Ｘ線量を調節する制御信号を発生する。平均輝度検
出器５８は、米国特許第４，５７３，１８３号に記載さ
れているような従来のＸ線システムに用いられている輝
度制御回路と同様のものである。本特許は、ここに参照
されるべきものである。具体的には、平均輝度検出器５
８は、画像内のある区域を画定する検知ウィンドウを有
しており、この画定された画像区域内のピクセルの輝度
が平均される。これにより、典型的には検出ウィンドウ
内に配置されている作像しようとする関心物体の輝度を
表すフィードバック信号が発生される。本システム４０
では、平均輝度フィードバック信号は、除算器６４の分
子の入力に印加される。除算器６４の分母の入力が、ピ
ーク検出器６０によって発生されたビデオ・ゲイン信号
を受け取ると、「線量フィードバック信号」と図示され
ている線６６上に商が発生される。
て放出されるＸ線画像を作成するための放射線量、即
ち、Ｘ線量を調節する制御信号を発生する。平均輝度検
出器５８は、米国特許第４，５７３，１８３号に記載さ
れているような従来のＸ線システムに用いられている輝
度制御回路と同様のものである。本特許は、ここに参照
されるべきものである。具体的には、平均輝度検出器５
８は、画像内のある区域を画定する検知ウィンドウを有
しており、この画定された画像区域内のピクセルの輝度
が平均される。これにより、典型的には検出ウィンドウ
内に配置されている作像しようとする関心物体の輝度を
表すフィードバック信号が発生される。本システム４０
では、平均輝度フィードバック信号は、除算器６４の分
子の入力に印加される。除算器６４の分母の入力が、ピ
ーク検出器６０によって発生されたビデオ・ゲイン信号
を受け取ると、「線量フィードバック信号」と図示され
ている線６６上に商が発生される。
【００１３】線量フィードバック信号は、Ｘ線管電源６
８へ入力として印加されて、Ｘ線源４２のバイアス電圧
及びフィラメント電流の発生を調節する。Ｘ線管電源６
８は又、所与のＸ線量選択についてのシステム較正中に
設定された線量基準レベルを受け取る。線量フィードバ
ック信号が線量基準レベルを上回る場合には、Ｘ線管電
源は放射線の強度を弱めることにより、Ｘ線源４２によ
って発生される放射線量を減少させる。対応して、線量
フィードバック信号が線量基準レベルを下回る場合に
は、Ｘ線管電源６８は、線量フィードバック信号が線量
基準レベルと等しくなるまでＸ線源４２によって発生さ
れる放射線量を増大させる。このような方式で検出器５
８の視野内での平均Ｘ線量は較正されたレベルに維持さ
れる。除算器６４において平均輝度をビデオ・ゲインで
除することにより、ビデオ信号へのピーク検出器６０の
効果が放射線量を変化させること、即ち、Ｘ線管電源６
８に影響を与えることが防止される。
８へ入力として印加されて、Ｘ線源４２のバイアス電圧
及びフィラメント電流の発生を調節する。Ｘ線管電源６
８は又、所与のＸ線量選択についてのシステム較正中に
設定された線量基準レベルを受け取る。線量フィードバ
ック信号が線量基準レベルを上回る場合には、Ｘ線管電
源は放射線の強度を弱めることにより、Ｘ線源４２によ
って発生される放射線量を減少させる。対応して、線量
フィードバック信号が線量基準レベルを下回る場合に
は、Ｘ線管電源６８は、線量フィードバック信号が線量
基準レベルと等しくなるまでＸ線源４２によって発生さ
れる放射線量を増大させる。このような方式で検出器５
８の視野内での平均Ｘ線量は較正されたレベルに維持さ
れる。除算器６４において平均輝度をビデオ・ゲインで
除することにより、ビデオ信号へのピーク検出器６０の
効果が放射線量を変化させること、即ち、Ｘ線管電源６
８に影響を与えることが防止される。
【００１４】Ａ／Ｄ変換器７０によって発生されたディ
ジタル化されたビデオ信号は、従来のＸ線作像システム
で用いられていたものと同様な画像処理装置７２へ供給
される。しかしながら、雑音低減、輪郭平滑化、エッジ
強調及びピーク抑制を行うことに加えて、画像処理装置
７２は又、入ってきたディジタル化されたビデオ信号
を、輝度及びコントラストの特性が向上した改善画像へ
変換する。この画像変換を行うための伝達関数は、画像
処理装置７２内のルック・アップ・テーブル（ＬＵＴ）
７６によって提供される。入ってきた各々の画像ピクセ
ルのディジタル値は、ルック・アップ・テーブル７６の
アドレス入力として印加され、テーブル内のアドレス指
定された位置に記憶されている値は、その画像ピクセル
に対する改善値となる。
ジタル化されたビデオ信号は、従来のＸ線作像システム
で用いられていたものと同様な画像処理装置７２へ供給
される。しかしながら、雑音低減、輪郭平滑化、エッジ
強調及びピーク抑制を行うことに加えて、画像処理装置
７２は又、入ってきたディジタル化されたビデオ信号
を、輝度及びコントラストの特性が向上した改善画像へ
変換する。この画像変換を行うための伝達関数は、画像
処理装置７２内のルック・アップ・テーブル（ＬＵＴ）
７６によって提供される。入ってきた各々の画像ピクセ
ルのディジタル値は、ルック・アップ・テーブル７６の
アドレス入力として印加され、テーブル内のアドレス指
定された位置に記憶されている値は、その画像ピクセル
に対する改善値となる。
【００１５】ルック・アップ・テーブル７６は、自動輝
度制御システム５６内の伝達関数マイクロコンピュータ
６２によって発生される。伝達関数マイクロコンピュー
タ６２は、画像処理装置７２内のルック・アップ・テー
ブル７６に記憶される値を発生するようにプログラムさ
れており、これらの値が、Ａ／Ｄ変換器７０によって発
生されたディジタル画像を輝度及びコントラストの強調
された画像に変換する伝達関数を画定する。ルック・ア
ップ・テーブルを発生するソフトウェア・ルーチンを図
３の流れ図に示す。
度制御システム５６内の伝達関数マイクロコンピュータ
６２によって発生される。伝達関数マイクロコンピュー
タ６２は、画像処理装置７２内のルック・アップ・テー
ブル７６に記憶される値を発生するようにプログラムさ
れており、これらの値が、Ａ／Ｄ変換器７０によって発
生されたディジタル画像を輝度及びコントラストの強調
された画像に変換する伝達関数を画定する。ルック・ア
ップ・テーブルを発生するソフトウェア・ルーチンを図
３の流れ図に示す。
【００１６】本ルーチンは、カメラ５２によって取得さ
れる各々の新たな画像、例えば新たなビデオ・フレーム
の開始時に初期化される。このとき、工程８０で、処理
に利用される諸変数及びヒストグラム配列が初期化され
る。ルック・アップ・テーブルは、画像内で各々のピク
セル強度値にあるピクセル数を数え上げたカウントであ
るヒストグラムＨを発生することにより形成される。こ
のようなヒストグラムは、横軸にピクセル強度値（例え
ば、０〜２N −１）を有し、縦軸に各々の値でのピクセ
ルのカウントを有する２次元グラフによって図示され得
る。工程８２で、各々のピクセルがＡ／Ｄ変換器７０か
ら受け取られるごとに、ヒストグラムＨの対応する強度
の要素がインクリメントされて（８４）、その強度レベ
ルに更にもう１つのピクセルが画像内で存在したことを
示す。次いで工程８６で、画像全体の収集が完了したか
否かの判定が行われ、行われていなければ、プログラム
は工程８２に戻ってＡ／Ｄ変換器７０からの新たなピク
セルを待つ。
れる各々の新たな画像、例えば新たなビデオ・フレーム
の開始時に初期化される。このとき、工程８０で、処理
に利用される諸変数及びヒストグラム配列が初期化され
る。ルック・アップ・テーブルは、画像内で各々のピク
セル強度値にあるピクセル数を数え上げたカウントであ
るヒストグラムＨを発生することにより形成される。こ
のようなヒストグラムは、横軸にピクセル強度値（例え
ば、０〜２N −１）を有し、縦軸に各々の値でのピクセ
ルのカウントを有する２次元グラフによって図示され得
る。工程８２で、各々のピクセルがＡ／Ｄ変換器７０か
ら受け取られるごとに、ヒストグラムＨの対応する強度
の要素がインクリメントされて（８４）、その強度レベ
ルに更にもう１つのピクセルが画像内で存在したことを
示す。次いで工程８６で、画像全体の収集が完了したか
否かの判定が行われ、行われていなければ、プログラム
は工程８２に戻ってＡ／Ｄ変換器７０からの新たなピク
セルを待つ。
【００１７】画像のすべてのピクセルが収集された後
に、工程８８で、ヒストグラムＨをピクセル強度で積分
して、累積密度関数を発生する。ヒストグラム内の様々
な強度レベルでのピクセルのカウントの大きさは、千の
桁又は万の桁になり得る。ヒストグラムをルック・アッ
プ・テーブルに変換し、このルック・アップ・テーブル
を用いてビデオ信号を変換し得るようにするためには、
ヒストグラムのカウントをディジタル処理の強度レベル
の範囲に納まるように、例えば０〜２N −１の範囲にス
ケール・ダウンさせなければならない。工程９０で、ヒ
ストグラムＨ内でノン・ゼロのカウントを有している最
大のピクセル強度を求めることにより、現在の画像内に
存在する最大のピクセル強度レベルＩMAX が決定され
る。この最大強度レベルＩMAX がＡ／Ｄ変換器７０によ
って発生され得る最大値（例えば、２ N −１）と等しく
なければ、プログラムの実行は工程９２へ分岐し、ここ
で後続の処理の目的のために、ピクセル強度レベルは２
N −１未満の値に人為的に設定される（例えば、２N −
１＝２５５のときには２４０に設定される）。いずれの
場合にも、プログラムの実行は最終的には工程９４に進
み、ここで、もともとのヒストグラムＨ内の各々の強度
レベルでのカウントに、最大強度レベルＩMAX を最大ヒ
ストグラム・カウントＨMAX で除したものを乗ずること
により、Ｐと表示されているスケーリング済ヒストグラ
ムが発生される。工程９４でのこの動作は、ヒストグラ
ム・カウントを、０と、例示的な作像システム４０内の
Ａ／Ｄ変換器によって発生され得る最大のディジタル値
である２N −１との間の値へスケーリングする。このよ
うにして、スケーリング済ヒストグラムＰは２次元の配
列となり、伝達関数マイクロコンピュータ６２のメモリ
内に記憶される。
に、工程８８で、ヒストグラムＨをピクセル強度で積分
して、累積密度関数を発生する。ヒストグラム内の様々
な強度レベルでのピクセルのカウントの大きさは、千の
桁又は万の桁になり得る。ヒストグラムをルック・アッ
プ・テーブルに変換し、このルック・アップ・テーブル
を用いてビデオ信号を変換し得るようにするためには、
ヒストグラムのカウントをディジタル処理の強度レベル
の範囲に納まるように、例えば０〜２N −１の範囲にス
ケール・ダウンさせなければならない。工程９０で、ヒ
ストグラムＨ内でノン・ゼロのカウントを有している最
大のピクセル強度を求めることにより、現在の画像内に
存在する最大のピクセル強度レベルＩMAX が決定され
る。この最大強度レベルＩMAX がＡ／Ｄ変換器７０によ
って発生され得る最大値（例えば、２ N −１）と等しく
なければ、プログラムの実行は工程９２へ分岐し、ここ
で後続の処理の目的のために、ピクセル強度レベルは２
N −１未満の値に人為的に設定される（例えば、２N −
１＝２５５のときには２４０に設定される）。いずれの
場合にも、プログラムの実行は最終的には工程９４に進
み、ここで、もともとのヒストグラムＨ内の各々の強度
レベルでのカウントに、最大強度レベルＩMAX を最大ヒ
ストグラム・カウントＨMAX で除したものを乗ずること
により、Ｐと表示されているスケーリング済ヒストグラ
ムが発生される。工程９４でのこの動作は、ヒストグラ
ム・カウントを、０と、例示的な作像システム４０内の
Ａ／Ｄ変換器によって発生され得る最大のディジタル値
である２N −１との間の値へスケーリングする。このよ
うにして、スケーリング済ヒストグラムＰは２次元の配
列となり、伝達関数マイクロコンピュータ６２のメモリ
内に記憶される。
【００１８】次に、伝達関数マイクロコンピュータ６２
によるプログラムの実行は工程９５へ進み、ここで、ノ
ン・ゼロのカウントを有する２番目に大きなピクセル強
度レベルＩ2Mの位置が求められる。次いで工程９６で、
図４（Ａ）にグラフで示すように、スケーリング済ヒス
トグラムＰ内での最大ピクセル強度レベルＩ2 N -1を最大
スケーリング済カウント値２N −１に設定する。この後
に、工程９７で、伝達関数マイクロコンピュータ６２
は、位置決めされた２番目に大きなピクセル強度レベル
Ｉ2Mと最大強度レベルＩ2 N -1との間の勾配を算出する。
この勾配は、式 勾配＝（（２N −１）−Ｐ（Ｉ2M））／（（２N −１）
−Ｉ2M） に従って算出され得る。ここでＰ（Ｉ2M）は、２番目に
大きなピクセル強度レベルＩ2Mについてのスケーリング
済カウントである。この勾配を工程９８で用いて、図４
（Ｂ）に示すようにスケーリング済ヒストグラムＰ内で
強度Ｉ2Mと強度Ｉ 2 N -1との間のピクセル強度についてカ
ウントを補間する。これにより、スケーリング済ヒスト
グラムＰ内で上述の２つのピクセル強度値の間にまっす
ぐな曲線が得られる。
によるプログラムの実行は工程９５へ進み、ここで、ノ
ン・ゼロのカウントを有する２番目に大きなピクセル強
度レベルＩ2Mの位置が求められる。次いで工程９６で、
図４（Ａ）にグラフで示すように、スケーリング済ヒス
トグラムＰ内での最大ピクセル強度レベルＩ2 N -1を最大
スケーリング済カウント値２N −１に設定する。この後
に、工程９７で、伝達関数マイクロコンピュータ６２
は、位置決めされた２番目に大きなピクセル強度レベル
Ｉ2Mと最大強度レベルＩ2 N -1との間の勾配を算出する。
この勾配は、式 勾配＝（（２N −１）−Ｐ（Ｉ2M））／（（２N −１）
−Ｉ2M） に従って算出され得る。ここでＰ（Ｉ2M）は、２番目に
大きなピクセル強度レベルＩ2Mについてのスケーリング
済カウントである。この勾配を工程９８で用いて、図４
（Ｂ）に示すようにスケーリング済ヒストグラムＰ内で
強度Ｉ2Mと強度Ｉ 2 N -1との間のピクセル強度についてカ
ウントを補間する。これにより、スケーリング済ヒスト
グラムＰ内で上述の２つのピクセル強度値の間にまっす
ぐな曲線が得られる。
【００１９】この動作の結果、スケーリング済ヒストグ
ラムが得られ、スケーリング済ヒストグラムは、適応輝
度制御回路５６内の伝達関数マイクロコンピュータ６２
から伝達されて画像処理装置７２のメモリ内にルック・
アップ・テーブル７６を形成する（９９）。この後に、
画像処理装置７２はルック・アップ・テーブル７６を利
用して、以前に記憶されていた画像のディジタル化され
たピクセルを変換する。具体的には、Ａ／Ｄ変換器７０
によって発生された各々の生ディジタル・ピクセルをル
ック・アップ・テーブルのアドレスとして用い、このア
ドレスで対応する値（即ち、スケーリング済ヒストグラ
ム・カウント）がそのピクセルの変換済強度となり、モ
ニタ７４上に表示される前に更に画像処理される。グラ
フで考えると、生のピクセル強度レベルは、スケーリン
グ済ヒストグラムＰの横軸上のある位置に位置してお
り、そのヒストグラム内でそのピクセル強度レベルにあ
るピクセルのカウントが、そのピクセルについての新た
な強度値になる。
ラムが得られ、スケーリング済ヒストグラムは、適応輝
度制御回路５６内の伝達関数マイクロコンピュータ６２
から伝達されて画像処理装置７２のメモリ内にルック・
アップ・テーブル７６を形成する（９９）。この後に、
画像処理装置７２はルック・アップ・テーブル７６を利
用して、以前に記憶されていた画像のディジタル化され
たピクセルを変換する。具体的には、Ａ／Ｄ変換器７０
によって発生された各々の生ディジタル・ピクセルをル
ック・アップ・テーブルのアドレスとして用い、このア
ドレスで対応する値（即ち、スケーリング済ヒストグラ
ム・カウント）がそのピクセルの変換済強度となり、モ
ニタ７４上に表示される前に更に画像処理される。グラ
フで考えると、生のピクセル強度レベルは、スケーリン
グ済ヒストグラムＰの横軸上のある位置に位置してお
り、そのヒストグラム内でそのピクセル強度レベルにあ
るピクセルのカウントが、そのピクセルについての新た
な強度値になる。
【図１】自動輝度制御を有している従来のＸ線作像シス
テムのブロック図である。
テムのブロック図である。
【図２】本発明による改良された自動輝度制御を組み入
れたＸ線作像システムのブロック図である。
れたＸ線作像システムのブロック図である。
【図３】改良された自動輝度制御の構成要素によって実
行される信号処理ルーチンの流れ図である。
行される信号処理ルーチンの流れ図である。
【図４】図４（Ａ）及び図４（Ｂ）は信号処理ルーチン
の実行によって発生されるヒストグラムの一部を示す図
である。
の実行によって発生されるヒストグラムの一部を示す図
である。
１０、４０ Ｘ線作像システム １２ Ｘ線管 １４ コリメータ １６、４３ 患者 １８ ２０、４８ 対物レンズ ２２、５０ 開口絞り ２４、５２ ビデオ・カメラ ２６、７２ 画像処理装置 ２８、７４ モニタ ３０ 自動輝度制御 ３１、５８ 平均輝度検出器 ３２、６８ Ｘ線管電源 ４２ Ｘ線源 ４４ Ｘ線ビーム ４５ Ｘ線検出器アセンブリ ４６ 画像増強器 ５４、６６ 線 ５６ 適応輝度制御回路 ６０ ピーク信号検出器 ６２ 伝達関数マイクロコンピュータ ６４ 除算器 ７０ Ａ／Ｄ変換器 ７６ ルック・アップ・テーブル（ＬＵＴ）
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ステーブン・フィリップ・ローエム アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ワウ ワトサ、マック・アーサー・コート、1022 番 (72)発明者 ルッシ・マンガリック アメリカ合衆国、イリノイ州、バッファ ロ・グローブ、ヒルデール・レーン、913 番
Claims (4)
- 【請求項１】 Ｘ線源と、減衰されたＸ線により形成さ
れる画像信号を発生するビデオ・カメラを有している検
出器と、前記画像信号をビデオ画像に変換するビデオ・
モニタとを有しているＸ線作像システム用の自動輝度制
御であって、 前記画像信号を受け取ると共に、該画像信号のピーク・
レベルとピーク基準レベルとの比較に応答してビデオ・
ゲイン信号を発生するピーク検出器であって、前記ビデ
オ・ゲイン信号は、前記ビデオ・カメラを制御するため
に印加されている、ピーク検出器と、 前記画像信号を受け取ると共に、該画像信号の平均輝度
レベルを表している出力信号を発生する平均輝度検出器
であって、前記出力信号は、前記Ｘ線源を制御するため
に用いられている、平均輝度検出器と、 前記画像信号を受け取ると共に、画像伝達関数を画定す
る１組の値を発生する伝達関数発生器と、 該伝達関数発生器から前記１組の値を受け取ると共に、
前記画像信号に前記画像伝達関数を印加する画像処理装
置とを備えたＸ線作像システム用の自動輝度制御。 - 【請求項２】 前記伝達関数発生器は、前記画像信号の
画像強度レベルのヒストグラムから前記画像伝達関数を
求めるプロセッサを含んでいる請求項１に記載の自動輝
度制御。 - 【請求項３】 Ｘ線源と、減衰されたＸ線により形成さ
れる画像信号を発生するビデオ・カメラを有している検
出器と、前記画像信号をビデオ画像に変換するビデオ・
モニタとを有しているＸ線作像システム用の自動輝度制
御であって、 前記ビデオ・カメラに接続されており、前記画像信号を
受け取ると共に、画像伝達関数を画定する１組の値を発
生する伝達関数発生器と、 前記画像伝達関数を前記画像信号に適用して、前記ビデ
オ・モニタにより表示される調節済画像信号を発生する
画像処理装置とを備えたＸ線作像システム用の自動輝度
制御。 - 【請求項４】 前記伝達関数発生器は、前記画像信号の
画像強度レベルのヒストグラムから前記画像伝達関数を
求めるプロセッサを含んでいる請求項３に記載の自動輝
度制御。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/572,414 US5675624A (en) | 1995-12-14 | 1995-12-14 | Adaptive x-ray brightness and display control for a medical imaging system |
| US08/572414 | 1995-12-14 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09219822A true JPH09219822A (ja) | 1997-08-19 |
Family
ID=24287711
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8332614A Withdrawn JPH09219822A (ja) | 1995-12-14 | 1996-12-13 | Ｘ線作像システム用の自動輝度制御 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5675624A (ja) |
| EP (1) | EP0779770A1 (ja) |
| JP (1) | JPH09219822A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002532837A (ja) * | 1998-12-08 | 2002-10-02 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 対象物の吸収率に依存した輝度制御を含むｘ線検査装置 |
| JP2003249398A (ja) * | 2002-02-26 | 2003-09-05 | Canon Inc | ダイナミックｘ線撮影方法及びダイナミックｘ線画像撮影を行うための制御装置 |
| JP2013173015A (ja) * | 2013-05-09 | 2013-09-05 | Canon Inc | Ｘ線撮影装置及びｘ線撮影方法 |
| JP2016080593A (ja) * | 2014-10-20 | 2016-05-16 | 株式会社東芝 | 放射線検査方法および放射線検査システム |
Families Citing this family (24)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| ES2185874T3 (es) * | 1996-04-10 | 2003-05-01 | Samsung Electronics Co Ltd | Procedimiento para mejorar la calidad de imagen mediante la ecualizacion de histograma por ajuste a la media y circuito para su realizacion. |
| JP3869083B2 (ja) * | 1996-12-10 | 2007-01-17 | 株式会社モリタ製作所 | Ｘ線撮影装置 |
| EP1008279A4 (en) | 1997-02-21 | 2002-04-17 | Direct Radiography Corp | IMAGE DATA PROCESSING FOR X-RAY RADIATION DETECTORS |
| WO1998048600A2 (en) * | 1997-04-24 | 1998-10-29 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | X-ray examination apparatus including an exposure control system |
| NL1006420C2 (nl) * | 1997-06-27 | 1998-12-29 | Optische Ind Oede Oude Delftoe | Werkwijze en inrichting voor de weergave van beelden. |
| EP1044431A1 (en) | 1998-08-18 | 2000-10-18 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Apparatus and method for providing an optimum brightness control signal for lung tissue x-ray images |
| JP4094178B2 (ja) * | 1998-08-26 | 2008-06-04 | 富士フイルム株式会社 | 放射線画像検出装置 |
| US6205198B1 (en) * | 1998-09-16 | 2001-03-20 | Canon Kabushiki Kaisha | Exposure compensation for digital radiography systems using spatial look-up tables |
| DE19847219C2 (de) * | 1998-10-13 | 2000-07-06 | Ziehm Gmbh | Röntgendiagnostikeinrichtung mit Bildverstärker und CCD-Kamera und einer Schaltung zur Regelung der Dosisleistung der Röntgenröhre und der Verstärkung des Videoverstärkers sowie einem Verfahren hierzu |
| US6148060A (en) * | 1998-10-13 | 2000-11-14 | Siemens Medical Systems, Inc. | Integrated automatic exposure control for portal imaging in radiotherapy |
| DE69913311T2 (de) * | 1998-10-19 | 2004-10-14 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Röntgenuntersuchungsvorrichtung mit regelung der strahlendosis |
| WO2000060908A1 (en) * | 1999-04-02 | 2000-10-12 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | X-ray examination apparatus with a brightness control system |
| US6175614B1 (en) | 1999-05-07 | 2001-01-16 | Oec Medical Systems, Inc. | Method and apparatus for automatic sizing and positioning of ABS sampling window in an x-ray imaging system |
| KR100298412B1 (ko) * | 1999-05-08 | 2001-09-26 | 구자홍 | 동영상 송수신 시스템에서의 영상신호 밝기 제어장치 및 방법 |
| US6584216B1 (en) * | 1999-11-23 | 2003-06-24 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Method for standardizing the MR image intensity scale |
| US6381351B1 (en) | 1999-11-24 | 2002-04-30 | Direct Radiography Corp. | Weighted inverse topography method for digital x-ray image data processing |
| CN1606758A (zh) | 2000-08-31 | 2005-04-13 | 雷泰克公司 | 传感器和成像系统 |
| US7321699B2 (en) | 2002-09-06 | 2008-01-22 | Rytec Corporation | Signal intensity range transformation apparatus and method |
| US8111895B2 (en) * | 2006-12-06 | 2012-02-07 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Locally adaptive image enhancement for digital subtraction X-ray imaging |
| CN101451966A (zh) * | 2007-12-07 | 2009-06-10 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | X-射线成像设备和x-射线控制方法 |
| CN104287750A (zh) * | 2013-07-16 | 2015-01-21 | 南京普爱射线影像设备有限公司 | 一种基于嵌入式软件的x射线机自动透视方法和装置 |
| JP6254813B2 (ja) * | 2013-10-10 | 2017-12-27 | キヤノン株式会社 | Ｘ線画像処理装置および方法、並びにｘ線撮像装置、プログラム |
| CN105528764B (zh) | 2015-12-01 | 2019-01-15 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种图像亮度调节方法、装置及设备 |
| US12033324B2 (en) | 2019-06-06 | 2024-07-09 | The Research Foundation For The State University Of New York | System and method for identifying fractures in digitized x-rays |
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| US4573183A (en) | 1984-06-29 | 1986-02-25 | General Electric Company | X-Ray image brightness control |
| JP2647075B2 (ja) * | 1985-06-15 | 1997-08-27 | 株式会社東芝 | デイジタル・フルオログラフイ装置 |
| AU585406B2 (en) * | 1985-12-30 | 1989-06-15 | General Electric Company | Automatic x-ray image brightness control |
| DE3732634A1 (de) * | 1987-09-28 | 1989-04-06 | Siemens Ag | Roentgendiagnostikeinrichtung |
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| US4996413A (en) * | 1990-02-27 | 1991-02-26 | General Electric Company | Apparatus and method for reading data from an image detector |
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1995
- 1995-12-14 US US08/572,414 patent/US5675624A/en not_active Expired - Fee Related
-
1996
- 1996-12-10 EP EP96308945A patent/EP0779770A1/en not_active Withdrawn
- 1996-12-13 JP JP8332614A patent/JPH09219822A/ja not_active Withdrawn
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5675624A (en) | 1997-10-07 |
| EP0779770A1 (en) | 1997-06-18 |
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