【０００１】
【発明の属する技術分野】
Ｘ線による一般的なＸ線透視撮影装置に係わり、特に、ディジタルラジオグラフィ装置等を有するＸ線透視撮影装置において、Ｘ線透視撮影時に画像の中のハレーション部分をリアルタイムで検出し、該検出されたハレーション部分をシェーディング補正法を用いてリアルタイムで補正する（自動的に補正する）技術に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来の診断画像を得るＸ線透視撮影装置は、Ｘ線を被写体に照射し、その被写体を透過（通過）したＸ線が被写体厚と密度に比例して減弱され、Ｘ線画像となってイメージインテンシファイア（以下、Ｉ．Ｉ．と略称する）、平面Ｘ線検出器などに結像される。
しかしながら、被検者の体の外側を通過したＸ線は減弱されることなくＩ．Ｉ．や平面Ｘ線検出器に届くためハレーションとなって結像され、その周辺の被写体を透過したＸ線による診断上価値のある被検者のＸ線画像の部分にかかり、不鮮明となる。このようなハレーションを起こしたＸ線画像で診断すると、そのハレーションを原因とする虚像が出現したり、重要な患部を見落とす可能性がある。
従来は、このハレーションをＸ線透視像から操作者が判断してＸ線管球の前にアルミニウム（Ａｌ）などで作られＸ線減弱用の板状のフィルターを挿入したり、下肢などのあらかじめハレーションの発生が予想される部位のＸ線透視撮影においては、被写体の足の間に水袋などを入れて押さえて検査を行っている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
前記の従来技術では、手間がかかり能率よく検査を行うことが困難であった。
また、被写体の予期されていない動きに対応できず、本来の有効な画像情報のある部分も隠れてしまうという問題があった。
本発明の目的は、Ｘ線透視撮影時にシェーディング補正法を用いてリアルタイムで自動的にハレーションを補正することが可能な技術を提供することにある。本発明の前記ならびにその他の目的と新規な特徴は、本明細書の記述及び添付図面によって明らかになるであろう。
【０００４】
【課題を解決するための手段】
本願において開示される発明の概要を簡単に説明すれば、下記のとおりである。
本発明は、Ｘ線源と、該Ｘ線源からのＸ線を被写体に照射してその被写体を透過したＸ線透視像を撮影して画像を得るＸ線透視撮影手段と、該Ｘ線透視撮影手段の出力をディジタル信号に変換し、該データを処理して画像を構成する画像構成手段と、該画像構成手段の出力画像を表示する表示手段とを有するＸ線透視撮影装置において、Ｘ線透視撮影時に画像の中のハレーション部分をリアルタイムで検出する手段と、該検出されたハレーション部分をシェーディング補正法を用いてリアルタイムで補正する手段（もしくは自動的に補正する手段）を具備することを特徴とする。
【０００５】
また、前記検出されたハレーション部分をシェーディング補正法を用いてリアルタイムで補正する手段（もしくは自動的に補正する手段）は、Ｘ線透視時に画像の中のハレーション部分を補償フィルターメモリを用いて減弱補正する手段を有することを特徴とする。
【０００６】
また、前記補償フィルターメモリを用いて減弱補正する手段は、ＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ−ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅ：電荷結合素子）カメラから出力される画像データ（画素データ）と補償フィルターメモリからの補償フィルターデータとを掛け合わせる剰算手段からなることを特徴とする。
【０００７】
例えば、関心領域内の適正輝度をしきい値“１００”としてそれを越える輝度の部分（ハレーション部分）を補償フィルターメモリにフィードバックして“０．５”として書き込む。その書き込まれたデータを補償フィルターメモリから読み出して、ＣＣＤカメラから出力される画像データの画素データ（ピクセル）の輝度データａ（＝１００）と補償フィルターデータｂ（＝０．５）とを掛け合わせると、補償データ（ａ×ｂ＝１００×０．５＝５０）が得られる。
【０００８】
また、前記補償フィルターメモリを用いて減弱補正する手段は、ＣＣＤカメラから出力される画像データ（画素データ）と補償フィルターメモリからの補償フィルターデータをそれぞれ対数（ｌｏｇ）変換して加算する加算手段を有することを特徴とする。
【０００９】
例えば、前記補償データａ×ｂは対数（ｌｏｇ）変換すると、ｌｏｇ（ａ×ｂ）＝ｌｏｇａ＋ｌｏｇｂで表わされる。この式を利用して、関心領域内の適正輝度をしきい値“１”としてそれを越える輝度の部分を補償フィルターメモリにフィードバックして“０．５”として書き込む。その書き込まれたデータを補償フィルターメモリから読み出して、ＣＣＤカメラから出力される画像データの画素データ（ピクセル）の輝度データａと補償フィルターデータｂをそれぞれ対数（ｌｏｇ）変換して加算する。
【００１０】
前記本願発明の手段によれば、Ｘ線透視撮影時にハレーション部分をシェーディング補正法を用いてリアルタイムで補正して（もしくは自動的に補正して）Ｘ線透視撮影するので、簡単な構成で能率よく検査を行うことができる。また、被検者の動きにも対応でき、均一性のよい安定した画質を得ることができる。
【００１１】
【発明の実施の形態】
以下、本発明について、本発明の実施の形態（実施例）とともに図面を参照して詳細に説明する。
なお、本発明の実施例を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
【００１２】
（実施例１）
図１は本発明の実施例１のＸ線透視撮影装置の概略構成を示すブロック図である。図１において、１はＸ線管球、２は被写体、３はＩ．Ｉ．、４はＣＣＤカメラ（Ａ／Ｄ変換手段、画像再構成手段を含む）、５はオリジナル画像メモリ、６はイメージ（ｉｍａｇｅ）アドレスカウンタ、７はしきい値比較器、８はハレーション補償フィルター用メモリ（以下、補償フィルター用メモリと称する）、９は剰算器、１０は出力データ変換テーブルメモリ（Ｄ／Ａ変換手段）、１１は画像メモリ、１２は表示装置である。
【００１３】
本実施例１のＸ線透視撮影装置は、図１に示すように、Ｘ線管球１、Ｉ．Ｉ．３、ＣＣＤカメラ４、オリジナル画像メモリ５、イメージアドレスカウンタ６、しきい値比較器７、補償フィルター用メモリ８、剰算器９、出力データ変換テーブルメモリ１０、画像メモリ（一時記憶メモリ）１１、及び表示装置１２を備えている。
【００１４】
前記Ｉ．Ｉ．３は、前記Ｘ線管球１から被写体２にＸ線が照射され、その被写体２を透過したＸ線透視像を増倍しＸ線画像として結像させるものである。このＸ線画像はＣＣＤカメラ４で撮影される。このＣＣＤカメラ４で撮影された画像はデジタルデータに変換されており、オリジナル画像として出力される。前記オリジナル画像メモリ５は、前記デジタルデータに変換されたオリジナル画像を格納して置くためのメモリである。
【００１５】
前記イメージ（ｉｍａｇｅ）アドレスカウンタ６は、ＣＣＤカメラ４から出力されるデジタルデータの画素（ピクセル）をカウントしてイメージアドレスとするものである。このイメージアドレスは、画像データのイメージ書き込みアドレスとイメージ読み出しアドレスとして用いられる。すなわち、前記補償フィルター用メモリ８にオリジナル画像データを書き込んでいくためのアドレス、及び前記補償フィルター用メモリ８から画像データを読み出していくためのアドレス、並びに前記画像メモリ（一時記憶メモリ）１１にＸ線画像を書き込んでいくためのアドレス、及び前記画像メモリ（一時記憶メモリ）１１から画像データを読み出していくためのアドレスの両者を同期させて指示するためのものである。
【００１６】
前記しきい値比較器７は、オリジナル画像メモリ５に記録されている画像を読み出して、各画素の輝度のゲインがしきい値以下であるかを検出するためのものである。例えば、あらかじめ検査部位以外の視野範囲にゲイン１以下の減弱用の値であるかを検出するものである。
【００１７】
補償フィルター用メモリ８は、検査前にはあらかじめ検査部位以外の視野範囲に輝度が所定のゲイン、例えばゲイン１以下の減弱用の値が入ったデータを格納しておくためのものである。すなわち、被写体の検査部位の視野範囲には所定のゲイン、例えばゲイン１にあたる画像データを均一に格納しておく。
【００１８】
前記剰算器９は、前記ＣＣＤカメラ４で撮影されたオリジナル画像をデジタルデータ画像データと補償フィルター用メモリ８から読み出され補償フィルターデータとを剰算（掛算）して（シェーディング補正法）ハレーション部分を補償するものである。
【００１９】
前記出力データ変換テーブルメモリ１０は、剰算器９の出力データをＸ線画像に変換し、前記画像メモリ（一時記憶メモリ）１１に入力する。前記画像メモリ１１に一時蓄積された前記ハレーション部分を補償したＸ線画像は、前記画像メモリ１１から読み出されて表示画像に構成され、表示装置１２に表示される構成になっている。
【００２０】
次に、本実施例１のＸ線透視撮影装置の動作について説明する。
本実施例１のＸ線透視撮影装置において、図１に示すように、前記Ｘ線管球１から被写体２にＸ線が照射され、その被写体２を透過したＸ線透視像がＩ．Ｉ．３上にＸ線画像として結像させる。この結像させたＸ線画像は前記ＣＣＤカメラ４により撮影される。この撮影された画像はデジタルデータに変換されており、前記オリジナル画像メモリ５に記憶される。前記オリジナル画像メモリ５から読み出されたＸ線画像データ（画素データ）は、前記しきい値比較器７により各画素の輝度のゲインがしきい値以下であるかを検出する。これは、例えば、あらかじめ検査部位以外の視野範囲にゲイン１以下の減弱用の値であるかを検出する。
【００２１】
一方、前記Ｘ線撮影画像データ（画素データ）及び前記しきい値比較器７の出力は、前記イメージアドレスカウンタ６のアドレスで補償フィルター用メモリ８に書き込まれる。
前記補償フィルター用メモリ８に記憶されている補償フィルターデータ（情報）を読み出して前記剰算器９に入力し、一方、前記ＣＣＤカメラ４から出力画像データを前記剰算器９に入力する。前記剰算器９では、前記両者のデータを剰算して（シェーディング補正法）ハレーション部分を補償した画像データを出力する。その出力は出力データ変換テーブルメモリ１０でＸ線画像に変換され、前記画像メモリ（一時記憶メモリ）１１に入力される。前記画像メモリ１１から前記ハレーション部分をシェーディング補正法で補償した画像データが読み出され、表示装置１２で表示画像に構成されて表示される。
【００２２】
本実施例１によれば、補償フィルター用メモリ８上には検査部位以外の視野範囲に所定ゲイン、例えばゲイン１以下の減弱用の値が入ったデータを格納しているため、対象部位の範囲（関心領域）外は減弱補正が行われＸ線画像のハレーションを防止することができる。
すなわち、アドレスの示す補償フィルター用メモリ８上の画素（ピクセル）の補正値を変化させることでリアルタイムに補償フィルターの有効範囲を動かすことができる。これにより、Ｘ線透視撮影検査時にリアルタイムでハレーションを防止した撮影を行うことができる。
【００２３】
（実施例２）
図２は本発明の実施例２のＸ線透視撮影装置の概略構成を示すブロック図である。
本実施例２のＸ線透視撮影装置は、前記本実施例１の剰算器を加算器で行うようにしたものである。
【００２４】
本実施例２のＸ線透視撮影装置は、図２に示すように、Ｘ線管球１、Ｉ．Ｉ．３、ＣＣＤカメラ４、オリジナル画像メモリ５、イメージアドレスカウンタ６、しきい値比較器７、補償フィルター用メモリ８、入力データ変換テーブルメモリ（入力データ対数変換手段）２１、補償フィルターデータ対数変換テーブルメモリ（補償フィルターデータ対数変換手段）２２、加算器２３、出力データ変換テーブルメモリ（出力データ対数変換手段）２４、画像メモリ（一時記憶メモリ）１１、及び表示装置１２を備えている。
【００２５】
前記入力データ変換テーブルメモリ２１は、図３に示す変換テーブル特性曲線を有する変換テーブルメモリであり、補償フィルターデータ対数変換テーブルメモリ２２は、図３と同様な補償フィルターデータ対数変換テーブル特性曲線を有する変換テーブルメモリである。前記出力データ変換テーブルメモリ（出力データ対数変換手段）２４は、図４に示す変換テーブル特性曲線を有する変換テーブルメモリである。
【００２６】
本実施例２のＸ線透視撮影装置の動作は、加算計算と剰算計算の動作が異なるだけであって、基本的には前記実施例１と同様の動作である。
本実施例２によれば、前記実施例１のＸ線透視撮影装置の動作に比べて計算処理動作を速くすることができる。
【００２７】
（実施例３）
図５は本発明の実施例３のＸ線透視撮影装置の概略構成を示すブロック図である。
本実施例３のＸ線透視撮影装置は、前記実施例１及び２において、種々のＩ．Ｉ．３の各サイズ毎に補償フィルター用メモリを持つことにより、例えば、Ｉ．Ｉ．３のサイズが７インチ、９インチ、１２インチ、１６インチと変わって画像の拡大率が変化しても適正な補正を行うようにしたものである。
【００２８】
本実施例３のＸ線透視撮影装置は、図５に示すように、Ｘ線管球１、Ｉ．Ｉ．３、カメラ４、オリジナル画像メモリ５、イメージアドレスカウンタ６、しきい値比較器７、種々のサイズ（用途に対応するサイズ）のＩ．Ｉ．３の各サイズ毎の補償フィルター用メモリ８を有する大容量の補償フィルター用メモリ３１、該補償フィルター用メモリ３１の出力側に設けられた切り換えスイッチ３２、その切り換えスイッチ３２の出力側に設けられた前記Ｉ．Ｉ．３の各サイズに応じて拡大処理する拡大処理回路３３、その拡大処理回路３３の出力データを対数変換する対数変換手段３４、入力データ変換テーブルメモリ２１、加算器２３、出力データ変換テーブルメモリ（出力データ対数変換手段）２４、画像メモリ（一時記憶メモリ）１１、及び表示装置１２を備えている。
【００２９】
本実施例３のＸ線透視撮影装置の動作は、前記本実施例２の動作と基本的には同様の動作である。異なる点は、補償フィルター用メモリ８の代りに種々のサイズ（用途に対応するサイズ）のＩ．Ｉ．３の各サイズ毎の補償フィルター用メモリ８を有する大容量の補償フィルター用メモリ３１を用い、種々のサイズ（用途に対応するサイズ）に応じた補償フィルターデータを切り換えスイッチ３２により読み出し、その読み出されたＩ．Ｉ．３の各サイズに応じて拡大処理回路３３により、拡大処理する。その拡大処理回路３３の出力データを対数変換手段３４により対数変換し、加算器２３に入力する点である。
【００３０】
本実施例３によれば、前記実施例１のＸ線透視撮影装置の動作に比べて計算処理動作を速くすることができる。
また、補償フィルター用メモリ８を各Ｉ．Ｉ．サイズ毎に持つことによりＩ．Ｉ．サイズが変わって画像の拡大率が変化しても適正な補正を行うことができる。
【００３１】
（実施例４）
図６は本発明の実施例４のＸ線透視撮影装置の概略構成を示すブロック図である。
本実施例４のＸ線透視撮影装置は、図６に示すように、前記Ｉ．Ｉ．３及びＣＣＤカメラ４の代りに平面Ｘ線検出器４０を用いたものである。
本実施例４によれば、Ｘ線透視撮影装置の構成を前記実施例１、２、３の構成に比べて簡単な構成にすることができる。
【００３２】
以上、本発明を、前記発明の実施例に基づき具体的に説明したが、本発明は、前記実施例に限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲において種々変更可能であることは勿論である。
【００３３】
【発明の効果】
本願において開示される発明によって得られる効果を簡単に説明すれば、下記の通りである。
（１）撮影時に画像の中のハレーション部分を補正して撮影できる。これにより、読影時の診断に不均一による虚像部分に注意が行く（注目する）ことが無く画像の細部を明瞭に把握することができる。
（２）Ｉ．Ｉ．のサイズ毎に補正できる。
（３）従来技術では被検者の予期せぬ動きに対応するには手間がかかり、かつ満足できる結果に至らなかったハレーション部の減弱補正が、リアルタイムに実現できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施例１のＸ線透視撮影装置の概略構成を示すブロック図である。
【図２】本発明の実施例２のＸ線透視撮影装置の概略構成を示すブロック図である。
【図３】本実施例２の入力データ変換テーブルメモリに格納されている変換テーブルの特性曲線図である。
【図４】本実施例２の出力データ変換テーブルメモリに格納されている変換テーブルの特性曲線図である。
【図５】本発明の実施例３のＸ線透視撮影装置の概略構成を示すブロック図である。
【図６】本発明の実施例４のＸ線透視撮影装置の概略構成を示すブロック図である。
【符号の説明】
１…Ｘ線管球 ２…被写体
３…Ｉ．Ｉ． ４…ＣＣＤカメラ
５…オリジナル画像メモリ ６…イメージアドレスカウンタ
７…しきい値比較器 ８…補償フィルター用メモリ
９…剰算器 １０…出力データ変換テーブルメモリ
１１…画像メモリ １２…表示装置
２１…入力データ変換テーブルメモリ
２２…補償フィルターデータ対数変換テーブルメモリ
２３…加算器
２４…出力データ変換テーブルメモリ
３１…大容量の補償フィルター用メモリ
３２…切り換えスイッチ
３３…拡大処理回路
３４…対数変換手段
４０…平面Ｘ線検出器[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a general X-ray fluoroscopic apparatus using X-rays, and particularly, in an X-ray fluoroscopic apparatus having a digital radiography apparatus or the like, a halation part in an image is detected in real time during X-ray fluoroscopic imaging, and the detected halation part is detected. The present invention relates to a technique of correcting (automatically correcting) a halation portion in real time using a shading correction method.
[0002]
[Prior art]
2. Description of the Related Art A conventional X-ray fluoroscopic apparatus for obtaining a diagnostic image irradiates a subject with X-rays, and the X-rays transmitted (passed) through the subject are attenuated in proportion to the thickness and density of the subject, forming an X-ray image. An image is formed on an intensifier (hereinafter abbreviated as II), a plane X-ray detector, or the like.
However, X-rays that have passed outside the subject's body are not attenuated. I. And the image reaches a flat X-ray detector, the image is formed as a halation, and the X-ray transmitted through the surrounding subject is applied to a portion of the X-ray image of the subject, which is valuable for diagnosis, and becomes unclear. When diagnosis is performed using an X-ray image having such halation, a virtual image caused by the halation may appear or an important affected part may be overlooked.
Conventionally, an operator judges this halation from an X-ray fluoroscopic image and inserts a plate-shaped filter made of aluminum (Al) or the like for attenuating X-rays in front of the X-ray tube, In X-ray fluoroscopy of a site where halation is expected to occur, a water bag or the like is inserted between the feet of the subject and pressed to perform an inspection.
[0003]
[Problems to be solved by the invention]
In the above-described conventional technology, it is troublesome, and it is difficult to efficiently perform the inspection.
Further, there is a problem that it is impossible to cope with an unexpected movement of a subject, and a portion having originally effective image information is hidden.
An object of the present invention is to provide a technology capable of automatically correcting halation in real time using a shading correction method during fluoroscopic radiography. The above and other objects and novel features of the present invention will become apparent from the description of the present specification and the accompanying drawings.
[0004]
[Means for Solving the Problems]
The following is a brief description of the outline of the invention disclosed in the present application.
The present invention relates to an X-ray source, X-ray fluoroscopic imaging means for irradiating a subject with X-rays from the X-ray source and capturing an X-ray fluoroscopic image transmitted through the subject to obtain an image, An X-ray fluoroscopic apparatus comprising: an image forming unit configured to convert an output of a photographing unit into a digital signal and process the data to form an image; and a display unit configured to display an output image of the image forming unit. It is characterized by comprising means for detecting a halation part in an image in real time during fluoroscopic imaging, and means for correcting the detected halation part in real time by using a shading correction method (or means for automatically correcting). And
[0005]
The means for correcting the detected halation portion in real time by using a shading correction method (or a means for automatically correcting the halation portion) includes an attenuation correction for the halation portion in the image at the time of X-ray fluoroscopy using a compensation filter memory. It is characterized by having means for performing.
[0006]
The means for performing attenuation correction using the compensation filter memory multiplies image data (pixel data) output from a CCD (charge-coupled device) camera by compensation filter data from the compensation filter memory. It is characterized in that it comprises a means for addition.
[0007]
For example, the appropriate luminance in the region of interest is set as the threshold value “100”, and the portion of the luminance exceeding the threshold value (halation portion) is fed back to the compensation filter memory and written as “0.5”. The written data is read from the compensation filter memory, and the luminance data a (= 100) of the pixel data (pixel) of the image data output from the CCD camera is multiplied by the compensation filter data b (= 0.5). Then, compensation data (a × b = 100 × 0.5 = 50) is obtained.
[0008]
The means for performing attenuation correction using the compensation filter memory includes an addition means for performing logarithmic (log) conversion on the image data (pixel data) output from the CCD camera and the compensation filter data from the compensation filter memory and adding the results. It is characterized by having.
[0009]
For example, when the compensation data a × b is logarithmically (log) transformed, it is expressed by log (a × b) = loga + logb. Using this equation, the appropriate luminance in the region of interest is set as the threshold value "1", and the luminance portion exceeding the threshold is fed back to the compensation filter memory and written as "0.5". The written data is read from the compensation filter memory, and the luminance data a and the compensation filter data b of the pixel data (pixel) of the image data output from the CCD camera are logarithmically (log) converted and added.
[0010]
According to the means of the present invention, a halation portion is corrected in real time (or automatically corrected) by using a shading correction method at the time of X-ray fluoroscopy, and X-ray fluoroscopy is performed. Inspection can be performed. Further, it is possible to cope with the movement of the subject, and it is possible to obtain stable image quality with good uniformity.
[0011]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to the drawings together with embodiments (examples) of the present invention.
In all the drawings for explaining the embodiments of the present invention, those having the same functions are denoted by the same reference numerals, and their repeated description will be omitted.
[0012]
(Example 1)
FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of an X-ray fluoroscopic apparatus according to Embodiment 1 of the present invention. In FIG. 1, 1 is an X-ray tube, 2 is a subject, 3 is I.D. I. Reference numeral 4 denotes a CCD camera (including A / D conversion means and image reconstructing means), 5 denotes an original image memory, 6 denotes an image (image) address counter, 7 denotes a threshold comparator, and 8 denotes a halation compensation filter memory. Reference numeral 9 denotes an accumulator, 10 denotes an output data conversion table memory (D / A conversion means), 11 denotes an image memory, and 12 denotes a display device.
[0013]
As shown in FIG. 1, the X-ray fluoroscopic apparatus according to the first embodiment includes an X-ray tube 1, an I.D. I. 3, CCD camera 4, original image memory 5, image address counter 6, threshold comparator 7, compensation filter memory 8, divider 9, output data conversion table memory 10, image memory (temporary storage memory) 11, And a display device 12.
[0014]
I. I. Numeral 3 is for irradiating the subject 2 with X-rays from the X-ray tube 1 and multiplying the X-ray fluoroscopic image transmitted through the subject 2 to form an X-ray image. This X-ray image is captured by the CCD camera 4. The image photographed by the CCD camera 4 is converted into digital data and output as an original image. The original image memory 5 is a memory for storing the original image converted into the digital data.
[0015]
The image (image) address counter 6 counts the pixels of the digital data output from the CCD camera 4 to obtain an image address. This image address is used as an image write address and an image read address of image data. That is, an address for writing the original image data to the compensation filter memory 8, an address for reading the image data from the compensation filter memory 8, and an X for the image memory (temporary storage memory) 11. An address for writing a line image and an address for reading image data from the image memory (temporary storage memory) 11 are both synchronized and instructed.
[0016]
The threshold comparator 7 reads an image recorded in the original image memory 5 and detects whether the luminance gain of each pixel is equal to or less than the threshold. For example, it is detected in advance whether or not the attenuation value is a gain of 1 or less in a visual field range other than the inspection region.
[0017]
The compensation filter memory 8 is for storing data in which a luminance is set to a predetermined gain, for example, an attenuation value less than or equal to a gain of 1, in a visual field range other than the inspection region before the inspection. That is, image data corresponding to a predetermined gain, for example, a gain of 1, is uniformly stored in the visual field range of the inspection region of the subject.
[0018]
The accumulator 9 multiplies the original image photographed by the CCD camera 4 with the digital data image data and the compensation filter data read out from the compensation filter memory 8 (shading correction method). The part is compensated.
[0019]
The output data conversion table memory 10 converts the output data of the divider 9 into an X-ray image and inputs the X-ray image to the image memory (temporary storage memory) 11. The X-ray image in which the halation portion is temporarily stored in the image memory 11 is read out from the image memory 11 to form a display image, and is displayed on the display device 12.
[0020]
Next, the operation of the X-ray fluoroscopic apparatus according to the first embodiment will be described.
In the X-ray fluoroscopic apparatus according to the first embodiment, as shown in FIG. 1, X-rays are radiated to the subject 2 from the X-ray tube 1, and an X-ray fluoroscopic image transmitted through the subject 2 is subjected to I.D. I. 3 is formed as an X-ray image. The formed X-ray image is captured by the CCD camera 4. This photographed image is converted into digital data and stored in the original image memory 5. In the X-ray image data (pixel data) read from the original image memory 5, the threshold comparator 7 detects whether the gain of the luminance of each pixel is equal to or smaller than a threshold. For example, it is detected in advance in the visual field range other than the examination region whether or not the attenuation value is a gain of 1 or less.
[0021]
On the other hand, the X-ray photographed image data (pixel data) and the output of the threshold comparator 7 are written into the compensation filter memory 8 at the address of the image address counter 6.
The compensating filter data (information) stored in the compensating filter memory 8 is read and input to the adder 9, while output image data from the CCD camera 4 is input to the adder 9. In the subtractor 9, the data of the two are added (shading correction method) to output image data in which the halation portion is compensated. The output is converted into an X-ray image by an output data conversion table memory 10 and input to the image memory (temporary storage memory) 11. Image data obtained by compensating the halation portion by the shading correction method is read out from the image memory 11, formed into a display image on the display device 12, and displayed.
[0022]
According to the first embodiment, since the compensation filter memory 8 stores data including a predetermined gain, for example, an attenuation value equal to or less than 1 in the visual field range other than the inspection region, the range of the target region is stored. Outside the (region of interest), attenuation correction is performed, so that halation of the X-ray image can be prevented.
That is, the effective range of the compensation filter can be moved in real time by changing the correction value of the pixel (pixel) on the compensation filter memory 8 indicated by the address. This makes it possible to perform imaging in which halation is prevented in real time during the X-ray fluoroscopic examination.
[0023]
(Example 2)
FIG. 2 is a block diagram showing a schematic configuration of an X-ray fluoroscopic apparatus according to Embodiment 2 of the present invention.
The X-ray fluoroscopic apparatus according to the second embodiment is such that the adder of the first embodiment is performed by an adder.
[0024]
As shown in FIG. 2, the X-ray fluoroscopic apparatus according to the second embodiment includes an X-ray tube 1, an I.D. I. 3, CCD camera 4, original image memory 5, image address counter 6, threshold value comparator 7, compensation filter memory 8, input data conversion table memory (input data log conversion means) 21, compensation filter data log conversion table memory (Compensation filter data logarithmic converter) 22, adder 23, output data conversion table memory (output data logarithmic converter) 24, image memory (temporary storage memory) 11, and display device 12.
[0025]
The input data conversion table memory 21 is a conversion table memory having the conversion table characteristic curve shown in FIG. 3, and the compensation filter data logarithmic conversion table memory 22 has a compensation filter data logarithmic conversion table characteristic curve similar to FIG. This is a conversion table memory. The output data conversion table memory (output data logarithmic conversion means) 24 is a conversion table memory having a conversion table characteristic curve shown in FIG.
[0026]
The operation of the X-ray fluoroscopy apparatus of the second embodiment is basically the same as that of the first embodiment, except that the operations of addition calculation and subtraction calculation are different.
According to the second embodiment, the calculation processing operation can be performed faster than the operation of the X-ray fluoroscopic apparatus of the first embodiment.
[0027]
(Example 3)
FIG. 5 is a block diagram showing a schematic configuration of an X-ray fluoroscopic apparatus according to Embodiment 3 of the present invention.
The X-ray fluoroscopic apparatus according to the third embodiment differs from the first and second embodiments in that various I.D. I. By having a compensation filter memory for each size of I.3, for example, I. Even if the size of the image No. 3 is changed to 7 inches, 9 inches, 12 inches or 16 inches and the enlargement ratio of the image changes, appropriate correction is performed.
[0028]
As shown in FIG. 5, the X-ray fluoroscopic apparatus according to the third embodiment includes an X-ray tube 1, an I.D. I. 3, a camera 4, an original image memory 5, an image address counter 6, a threshold comparator 7, various sizes (sizes corresponding to applications). I. 3, a large-capacity compensation filter memory 31 having a compensation filter memory 8 for each size, a changeover switch 32 provided at the output side of the compensation filter memory 31, and a changeover switch 32 provided at the output side of the changeover switch 32. I. I. 3, an enlargement processing circuit 33 for performing enlargement processing according to each size, a logarithmic conversion means 34 for performing logarithmic conversion of output data of the enlargement processing circuit 33, an input data conversion table memory 21, an adder 23, an output data conversion table memory (output A data logarithmic converter 24, an image memory (temporary storage memory) 11, and a display device 12.
[0029]
The operation of the X-ray fluoroscopic apparatus of the third embodiment is basically the same as the operation of the second embodiment. The difference is that instead of the compensation filter memory 8, I.V. of various sizes (sizes corresponding to applications) are used. I. 3, using a large-capacity compensation filter memory 31 having a compensation filter memory 8 for each size, using a changeover switch 32 to read out compensation filter data corresponding to various sizes (sizes corresponding to applications) and read out the data. I. I. Enlargement processing is performed by the enlargement processing circuit 33 in accordance with each size of No. The point is that the output data of the enlargement processing circuit 33 is logarithmically converted by the logarithmic conversion means 34 and input to the adder 23.
[0030]
According to the third embodiment, the calculation processing operation can be performed faster than the operation of the X-ray fluoroscopic apparatus of the first embodiment.
Further, the compensation filter memory 8 is stored in each I.O. I. By having for each size I.I. I. Even if the size changes and the enlargement ratio of the image changes, appropriate correction can be performed.
[0031]
(Example 4)
FIG. 6 is a block diagram showing a schematic configuration of an X-ray fluoroscopic apparatus according to Embodiment 4 of the present invention.
As shown in FIG. 6, the X-ray fluoroscopic apparatus according to the fourth embodiment employs the I.D. I. A flat X-ray detector 40 is used in place of the CCD camera 3 and the CCD camera 4.
According to the fourth embodiment, the configuration of the X-ray fluoroscopic apparatus can be made simpler than the configurations of the first, second, and third embodiments.
[0032]
As described above, the present invention has been specifically described based on the embodiments of the present invention. However, the present invention is not limited to the embodiments, and it is needless to say that various modifications can be made without departing from the gist of the present invention. It is.
[0033]
【The invention's effect】
The effect obtained by the invention disclosed in the present application will be briefly described as follows.
(1) A halation portion in an image can be corrected at the time of shooting. This makes it possible to clearly grasp the details of the image without paying attention (attention) to a virtual image portion due to non-uniformity in diagnosis at the time of interpretation.
(2) I. I. Can be corrected for each size.
(3) In the related art, it is troublesome to cope with an unexpected movement of the subject, and the attenuation correction of the halation portion, which did not give a satisfactory result, can be realized in real time.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram illustrating a schematic configuration of an X-ray fluoroscopic apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
FIG. 2 is a block diagram illustrating a schematic configuration of an X-ray fluoroscopic apparatus according to Embodiment 2 of the present invention.
FIG. 3 is a characteristic curve diagram of a conversion table stored in an input data conversion table memory according to a second embodiment.
FIG. 4 is a characteristic curve diagram of a conversion table stored in an output data conversion table memory according to the second embodiment.
FIG. 5 is a block diagram illustrating a schematic configuration of an X-ray fluoroscopic apparatus according to Embodiment 3 of the present invention.
FIG. 6 is a block diagram showing a schematic configuration of an X-ray fluoroscopic apparatus according to Embodiment 4 of the present invention.
[Explanation of symbols]
1. X-ray tube 2. Subject 3. I. I. 4 CCD camera 5 Original image memory 6 Image address counter 7 Threshold comparator 8 Compensation filter memory 9 Summer 10 Output data conversion table memory 11 Image memory 12 Display device 21 Input Data conversion table memory 22 Compensation filter data logarithmic conversion table memory 23 Adder 24 Output data conversion table memory 31 Large-capacity compensation filter memory 32 Changeover switch 33 Enlargement processing circuit 34 Logarithmic conversion means 40 Planar X-ray detector
