JP3375237B2 - Ｘ線撮影装置の自動濃度補正方法 - Google Patents
Ｘ線撮影装置の自動濃度補正方法Info
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Classifications
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N5/00—Details of television systems
- H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
- H04N5/32—Transforming X-rays
- H04N5/321—Transforming X-rays with video transmission of fluoroscopic images
- H04N5/325—Image enhancement, e.g. by subtraction techniques using polyenergetic 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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- Engineering & Computer Science (AREA)
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、口腔内や人体の一
部をＸ線撮影して、ＣＣＤ（電荷結合素子）センサ、Ｍ
ＯＳ（金属酸化物−半導体構造）センサ、電離箱等のＸ
線撮像手段を使用してＸ線像を検出し表示するためのＸ
線撮影装置の自動濃度補正方法に関する。
部をＸ線撮影して、ＣＣＤ（電荷結合素子）センサ、Ｍ
ＯＳ（金属酸化物−半導体構造）センサ、電離箱等のＸ
線撮像手段を使用してＸ線像を検出し表示するためのＸ
線撮影装置の自動濃度補正方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】図５は、従来のＸ線撮影装置の一例を示
すブロック図である。Ｘ線発生器５１から被写体ＯＢＪ
に向けてＸ線が発生すると、被写体ＯＢＪのＸ線像がＣ
ＣＤセンサ５２によって検出され電気信号に変換され
る。このとき、ＣＣＤセンサ５２は受光したＸ線強度に
比例したアナログ信号を出力する。
すブロック図である。Ｘ線発生器５１から被写体ＯＢＪ
に向けてＸ線が発生すると、被写体ＯＢＪのＸ線像がＣ
ＣＤセンサ５２によって検出され電気信号に変換され
る。このとき、ＣＣＤセンサ５２は受光したＸ線強度に
比例したアナログ信号を出力する。
【０００３】次段のプリアンプ５３では、このアナログ
信号が所定の増幅率で増幅され、次のＡＤ（アナログデ
ジタル）変換器５４によって、たとえば８ビットや１０
ビットの量子化ビット数でデジタル信号に変換される。
次に、デジタル化された画像信号はそのまま画像表示装
置５５に出力され、ＣＲＴ（陰極線管）や液晶表示パネ
ル等の画面に表示される。
信号が所定の増幅率で増幅され、次のＡＤ（アナログデ
ジタル）変換器５４によって、たとえば８ビットや１０
ビットの量子化ビット数でデジタル信号に変換される。
次に、デジタル化された画像信号はそのまま画像表示装
置５５に出力され、ＣＲＴ（陰極線管）や液晶表示パネ
ル等の画面に表示される。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】従来のＸ線撮影装置で
は、ＡＤ変換後の画像データをそのまま画像表示してい
るため、Ｘ線強度に対してリニアな信号として表示され
る。
は、ＡＤ変換後の画像データをそのまま画像表示してい
るため、Ｘ線強度に対してリニアな信号として表示され
る。
【０００５】図６は、ＡＤ変換後の入力データと表示濃
度との関係を示すグラフである。横軸は画像表示装置５
５の入力データｉｎで、縦軸は表示濃度ｏｕｔである。
ここで、ＣＣＤセンサ５１への入射Ｘ線量が多いほど入
力データｉｎの信号レベルは大きくなり、画面上では黒
く表示するものとする。
度との関係を示すグラフである。横軸は画像表示装置５
５の入力データｉｎで、縦軸は表示濃度ｏｕｔである。
ここで、ＣＣＤセンサ５１への入射Ｘ線量が多いほど入
力データｉｎの信号レベルは大きくなり、画面上では黒
く表示するものとする。
【０００６】まず、図６（ａ）において、入力データと
表示濃度とはリニアな関係であるが、直線部分の傾斜が
緩いため、表示濃度は全体に白っぽくなり、ＣＣＤセン
サ５１に到達したＸ線の強度が不足していることを示
す。
表示濃度とはリニアな関係であるが、直線部分の傾斜が
緩いため、表示濃度は全体に白っぽくなり、ＣＣＤセン
サ５１に到達したＸ線の強度が不足していることを示
す。
【０００７】図６（ｂ）では、入力データと表示濃度と
はリニアな関係であって、直線の傾斜もほぼ４５度であ
り、適正な濃度で表示可能になり、しかもＸ線強度も適
量である。
はリニアな関係であって、直線の傾斜もほぼ４５度であ
り、適正な濃度で表示可能になり、しかもＸ線強度も適
量である。
【０００８】図６（ｃ）では、入力データと表示濃度と
は低線量領域においてリニアな関係であるが、一定線量
以上で表示濃度が真黒に飽和しており、画面全体は黒っ
ぽくなる。これはＸ線強度が過剰な状態を示す。
は低線量領域においてリニアな関係であるが、一定線量
以上で表示濃度が真黒に飽和しており、画面全体は黒っ
ぽくなる。これはＸ線強度が過剰な状態を示す。
【０００９】このようにＣＣＤセンサ５２に到達するＸ
線強度が過剰（オーバーエクスポージャ）になったり不
足（アンダーエクスポージャ）したりすると、画像表示
装置の表示濃度が大きく変化してしまい、診断に耐えな
い画像となる。たとえば被写体ＯＢＪの性状や厚みによ
って、到達するＸ線強度は大きく変化するため、画像信
号レベルを適切な表示濃度の範囲に導入することはかな
り困難を伴う。また、Ｘ線の再撮影は被爆線量の増加を
もたらすため、可能な限り回避する必要がある。特に、
歯科のＸ線撮影においてＸ線過剰になると、飽和した部
分が歯のカリエスに見間違いやすくなり、誤診を招くお
それがある。
線強度が過剰（オーバーエクスポージャ）になったり不
足（アンダーエクスポージャ）したりすると、画像表示
装置の表示濃度が大きく変化してしまい、診断に耐えな
い画像となる。たとえば被写体ＯＢＪの性状や厚みによ
って、到達するＸ線強度は大きく変化するため、画像信
号レベルを適切な表示濃度の範囲に導入することはかな
り困難を伴う。また、Ｘ線の再撮影は被爆線量の増加を
もたらすため、可能な限り回避する必要がある。特に、
歯科のＸ線撮影においてＸ線過剰になると、飽和した部
分が歯のカリエスに見間違いやすくなり、誤診を招くお
それがある。
【００１０】他の関連技術として、特開平５−９５５１
２号のＸ線ディジタルアンギオグラフィ装置があり、Ａ
Ｄ変換器の出力データの最大値および最小値を検出して
ルックアップテーブルの内容を書込む手法が開示されて
いる。しかし、この手法では、１）画像データの最大値
および最小値の両方が必須であり、２）ルックアップテ
ーブルの具体的な作成方法が記載されておらず、３）ル
ックアップテーブルの最適化が図られておらず、４）Ｘ
線ＴＶを用いたアンギオグラフィに限定される、といっ
た問題点が挙げられる。
２号のＸ線ディジタルアンギオグラフィ装置があり、Ａ
Ｄ変換器の出力データの最大値および最小値を検出して
ルックアップテーブルの内容を書込む手法が開示されて
いる。しかし、この手法では、１）画像データの最大値
および最小値の両方が必須であり、２）ルックアップテ
ーブルの具体的な作成方法が記載されておらず、３）ル
ックアップテーブルの最適化が図られておらず、４）Ｘ
線ＴＶを用いたアンギオグラフィに限定される、といっ
た問題点が挙げられる。
【００１１】本発明の目的は、Ｘ線強度が過剰または不
足になっても、適切な濃度やコントラストで表示するこ
とができるＸ線撮影装置の自動濃度補正方法を提供する
ことである。
足になっても、適切な濃度やコントラストで表示するこ
とができるＸ線撮影装置の自動濃度補正方法を提供する
ことである。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明は、被写体を通過
したＸ線像を検出し、入射Ｘ線の量に比例する画像信号
を出力するＸ線撮像手段を使用したＸ線撮影装置におい
て、前記Ｘ線撮像手段から出力される画像信号をＡＤ変
換して画像メモリに格納した後、画像内でＸ線量が多く
信号レベルが最大になる基準値Ｎ０を抽出し、次に画像
メモリに格納された画像信号Ｎを次式 ｄ＝β・ｌｏｇ（Ｎ０／Ｎ） （但し、ｄは補正後の画像信号、βは定数） のように対数変換を行って濃度補正し、画像内でＸ線量
が少なく信号レベルが最小になる基準値Ｎ１を抽出し、
濃度補正後の量子化最大値をｄｍａｘとすると、次式 β＝ｄｍａｘ／｛ｌｏｇ（Ｎ０／Ｎ１）｝ によって定数βを決定することを特徴とするＸ線撮影装
置の自動濃度補正方法である。
したＸ線像を検出し、入射Ｘ線の量に比例する画像信号
を出力するＸ線撮像手段を使用したＸ線撮影装置におい
て、前記Ｘ線撮像手段から出力される画像信号をＡＤ変
換して画像メモリに格納した後、画像内でＸ線量が多く
信号レベルが最大になる基準値Ｎ０を抽出し、次に画像
メモリに格納された画像信号Ｎを次式 ｄ＝β・ｌｏｇ（Ｎ０／Ｎ） （但し、ｄは補正後の画像信号、βは定数） のように対数変換を行って濃度補正し、画像内でＸ線量
が少なく信号レベルが最小になる基準値Ｎ１を抽出し、
濃度補正後の量子化最大値をｄｍａｘとすると、次式 β＝ｄｍａｘ／｛ｌｏｇ（Ｎ０／Ｎ１）｝ によって定数βを決定することを特徴とするＸ線撮影装
置の自動濃度補正方法である。
【００１３】本発明に従えば、Ｘ線強度に比例した信号
を対数変換することによって、撮影範囲（ラチチュー
ド）を格段に拡大することが可能になる。さらに、画像
内でＸ線量が多く信号レベルが最大になる基準値Ｎ０を
抽出し、この基準値Ｎ０を用いて対数変換しているた
め、Ｘ線管電圧、Ｘ線管電流や照射時間などで定まるＸ
線量が過不足しても、常に適切な濃度で表示することが
できる。また、撮影Ｘ線量が広範囲で調整可能になるた
め、画像のＳ／Ｎ比を制御することができる。そのため
撮影の目的に応じて所望のＸ線量を選択できる。また定
数βを簡単に決定することができ、しかも検出した画像
信号を適切な濃度範囲で表示可能になる。そのため被写
体のＸ線像を適切な濃度やコントラストで表示すること
ができる。以下本発明の原理を詳説する。被写体の厚み
をｔ、被写体のＸ線吸収係数をμとおくと、被写体を通
過したＸ線の強度Ｐは、次式（１）で表せる。 Ｐ＝Ｐ０・ｅｘｐ（−μ・ｔ） …（１） ここで、Ｐ０は被写体に入射する前のＸ線強度である。
被写体の表示データとして、被写体の厚みｔとＸ線吸収
係数μの積で表現することが好ましく、式（１）を変形
すると、次式（２）が得られる。 ｌｏｇ（Ｐ）＝ｌｏｇ（Ｐ０）−μ・ｔ ∴ μ・ｔ＝ｌｏｇ（Ｐ０／Ｐ） …（２） ここで、Ｘ線強度ＰはＣＣＤセンサからの画像信号Ｎに
対応する。また、ｌｏｇ（Ｐ０）は撮影条件で決定さ
れ、被写体が無い部分に対応している。そこで、ＰをＮ
に、Ｐ０をＮ０にそれぞれ書換えて、適当な定数βを掛
けることによって、次式（３）のように表示用の画像信
号ｄに変換できる。 ｄ＝β・μ・ｔ＝β・ｌｏｇ（Ｐ０／Ｐ） …（３） 画像信号ｄは、たとえば８ビットのデジタル値であれ
ば、０〜２５５の範囲になる。このように被写体の厚み
ｔとＸ線吸収係数μの積を忠実に表現するように濃度補
正を行うため、被写体のＸ線像を高品質で表示できる。
を対数変換することによって、撮影範囲（ラチチュー
ド）を格段に拡大することが可能になる。さらに、画像
内でＸ線量が多く信号レベルが最大になる基準値Ｎ０を
抽出し、この基準値Ｎ０を用いて対数変換しているた
め、Ｘ線管電圧、Ｘ線管電流や照射時間などで定まるＸ
線量が過不足しても、常に適切な濃度で表示することが
できる。また、撮影Ｘ線量が広範囲で調整可能になるた
め、画像のＳ／Ｎ比を制御することができる。そのため
撮影の目的に応じて所望のＸ線量を選択できる。また定
数βを簡単に決定することができ、しかも検出した画像
信号を適切な濃度範囲で表示可能になる。そのため被写
体のＸ線像を適切な濃度やコントラストで表示すること
ができる。以下本発明の原理を詳説する。被写体の厚み
をｔ、被写体のＸ線吸収係数をμとおくと、被写体を通
過したＸ線の強度Ｐは、次式（１）で表せる。 Ｐ＝Ｐ０・ｅｘｐ（−μ・ｔ） …（１） ここで、Ｐ０は被写体に入射する前のＸ線強度である。
被写体の表示データとして、被写体の厚みｔとＸ線吸収
係数μの積で表現することが好ましく、式（１）を変形
すると、次式（２）が得られる。 ｌｏｇ（Ｐ）＝ｌｏｇ（Ｐ０）−μ・ｔ ∴ μ・ｔ＝ｌｏｇ（Ｐ０／Ｐ） …（２） ここで、Ｘ線強度ＰはＣＣＤセンサからの画像信号Ｎに
対応する。また、ｌｏｇ（Ｐ０）は撮影条件で決定さ
れ、被写体が無い部分に対応している。そこで、ＰをＮ
に、Ｐ０をＮ０にそれぞれ書換えて、適当な定数βを掛
けることによって、次式（３）のように表示用の画像信
号ｄに変換できる。 ｄ＝β・μ・ｔ＝β・ｌｏｇ（Ｐ０／Ｐ） …（３） 画像信号ｄは、たとえば８ビットのデジタル値であれ
ば、０〜２５５の範囲になる。このように被写体の厚み
ｔとＸ線吸収係数μの積を忠実に表現するように濃度補
正を行うため、被写体のＸ線像を高品質で表示できる。
【００１４】また本発明は、基準値Ｎ０を抽出する際、
画像信号Ｎのヒストグラムを作成し、画像信号Ｎの小さ
い方から大きい方に数えて累積データ数が全体の８０％
〜１００％となる範囲で基準値Ｎ０を抽出することを特
徴とする。本発明に従えば、高い濃度のノイズが画像に
重畳した場合でもノイズの影響を受けずに、実質上の画
像に対して適切な基準値Ｎ０を抽出することができるた
め、安定した濃度補正を行うことができる。
画像信号Ｎのヒストグラムを作成し、画像信号Ｎの小さ
い方から大きい方に数えて累積データ数が全体の８０％
〜１００％となる範囲で基準値Ｎ０を抽出することを特
徴とする。本発明に従えば、高い濃度のノイズが画像に
重畳した場合でもノイズの影響を受けずに、実質上の画
像に対して適切な基準値Ｎ０を抽出することができるた
め、安定した濃度補正を行うことができる。
【００１５】
【００１６】また本発明は、基準値Ｎ１を抽出する際、
画像信号Ｎのヒストグラムを作成し、画像信号Ｎの小さ
い方から大きい方に数えて累積データ数が全体の０％〜
２０％となる範囲で基準値Ｎ１を抽出することを特徴と
する。本発明に従えば、高い濃度のノイズが画像に重畳
した場合でもノイズの影響を受けずに、実質上の画像に
対して適切な基準値Ｎ０を抽出することができるため、
安定した濃度補正を行うことができる。
画像信号Ｎのヒストグラムを作成し、画像信号Ｎの小さ
い方から大きい方に数えて累積データ数が全体の０％〜
２０％となる範囲で基準値Ｎ１を抽出することを特徴と
する。本発明に従えば、高い濃度のノイズが画像に重畳
した場合でもノイズの影響を受けずに、実質上の画像に
対して適切な基準値Ｎ０を抽出することができるため、
安定した濃度補正を行うことができる。
【００１７】また本発明は、被写体を通過したＸ線像を
検出し、入射Ｘ線の量に比例する画像信号を出力するＸ
線撮像手段を使用したＸ線撮影装置において、前記Ｘ線
撮像手段から出力される画像信号をＡＤ変換して画像メ
モリに格納した後、画像内でＸ線量が多く信号レベルが
最大になる基準値Ｎ０を抽出し、次に画像メモリに格納
された画像信号Ｎを次式 ｄ＝β・ｌｏｇ（Ｎ０／Ｎ） （但し、ｄは補正後の画像信号、βは定数） のように対数変換を行って濃度補正し、画像内でＸ線量
が少なく信号レベルが最小になる基準値Ｎ１を抽出し、
濃度補正後の量子化最大値をｄｍａｘとすると、次式 β１＝ｄｍａｘ／｛ｌｏｇ（Ｎ０／Ｎ１）｝ によって定数β１を決定するとともに、定数α＝Ｎ０／
Ｎ１として、予め定められ、次式 β２＝ｄｍａｘ／ｌｏｇ（α） を用いて定数β２を決定し、次に定数β１と定数β２と
を比較して、値の大きい方を定数βとして採用すること
を特徴とするＸ線撮影装置の自動濃度補正方法である。
本発明に従えば、被写体の状態や撮影条件が変化して入
射Ｘ線量が大きく変動した場合であっても、予め設定さ
れた定数β２を採用することによって、最大のコントラ
ストで適切な濃度で表示することができ、安定した観察
し易い画像が得られる。
検出し、入射Ｘ線の量に比例する画像信号を出力するＸ
線撮像手段を使用したＸ線撮影装置において、前記Ｘ線
撮像手段から出力される画像信号をＡＤ変換して画像メ
モリに格納した後、画像内でＸ線量が多く信号レベルが
最大になる基準値Ｎ０を抽出し、次に画像メモリに格納
された画像信号Ｎを次式 ｄ＝β・ｌｏｇ（Ｎ０／Ｎ） （但し、ｄは補正後の画像信号、βは定数） のように対数変換を行って濃度補正し、画像内でＸ線量
が少なく信号レベルが最小になる基準値Ｎ１を抽出し、
濃度補正後の量子化最大値をｄｍａｘとすると、次式 β１＝ｄｍａｘ／｛ｌｏｇ（Ｎ０／Ｎ１）｝ によって定数β１を決定するとともに、定数α＝Ｎ０／
Ｎ１として、予め定められ、次式 β２＝ｄｍａｘ／ｌｏｇ（α） を用いて定数β２を決定し、次に定数β１と定数β２と
を比較して、値の大きい方を定数βとして採用すること
を特徴とするＸ線撮影装置の自動濃度補正方法である。
本発明に従えば、被写体の状態や撮影条件が変化して入
射Ｘ線量が大きく変動した場合であっても、予め設定さ
れた定数β２を採用することによって、最大のコントラ
ストで適切な濃度で表示することができ、安定した観察
し易い画像が得られる。
【００１８】
【発明の実施の形態】図１は、本発明の実施の一形態の
構成を示すブロック図である。このＸ線撮影装置は、被
写体ＯＢＪに向けてＸ線を発生するＸ線源１と、被写体
ＯＢＪを通過したＸ線像を検出するＣＣＤセンサ２と、
ＣＣＤセンサ２からの画像信号を増幅するプリアンプ３
と、プリアンプ３から出力されるアナログ信号をデジタ
ル信号にＡＤ変換するＡＤ変換器４と、所定のプログラ
ムに従って画像信号などの各種信号を処理するＭＰＵ
（マイクロプロセシングユニット）５と、画像信号を格
納する画像メモリ７と、画像信号を表示するＣＲＴ（陰
極線管）や液晶表示パネル等の表示装置６と、大量のデ
ータを格納するための画像記憶装置８などで構成され
る。
構成を示すブロック図である。このＸ線撮影装置は、被
写体ＯＢＪに向けてＸ線を発生するＸ線源１と、被写体
ＯＢＪを通過したＸ線像を検出するＣＣＤセンサ２と、
ＣＣＤセンサ２からの画像信号を増幅するプリアンプ３
と、プリアンプ３から出力されるアナログ信号をデジタ
ル信号にＡＤ変換するＡＤ変換器４と、所定のプログラ
ムに従って画像信号などの各種信号を処理するＭＰＵ
（マイクロプロセシングユニット）５と、画像信号を格
納する画像メモリ７と、画像信号を表示するＣＲＴ（陰
極線管）や液晶表示パネル等の表示装置６と、大量のデ
ータを格納するための画像記憶装置８などで構成され
る。
【００１９】その動作について説明する。所定の撮影条
件（管電圧、管電流、照射時間など）に基づいてＸ線源
１からＸ線が発生すると、歯牙等の被写体ＯＢＪを通過
したＸ線像はＣＣＤセンサ２によって電気信号に変換さ
れる。このとき、ＣＣＤセンサ２は受光したＸ線強度に
比例したアナログ信号を出力する。
件（管電圧、管電流、照射時間など）に基づいてＸ線源
１からＸ線が発生すると、歯牙等の被写体ＯＢＪを通過
したＸ線像はＣＣＤセンサ２によって電気信号に変換さ
れる。このとき、ＣＣＤセンサ２は受光したＸ線強度に
比例したアナログ信号を出力する。
【００２０】このアナログ信号は、次段のプリアンプ３
によって所定の増幅率で増幅され、次のＡＤ変換器５４
によって、たとえば８ビットから１６ビット程度の量子
化ビット数でデジタル信号に変換され、ＭＰＵ５を介し
て画像メモリ７に格納される。こうしてＸ線強度に対し
てリニアな関係を有する画像信号が得られる。
によって所定の増幅率で増幅され、次のＡＤ変換器５４
によって、たとえば８ビットから１６ビット程度の量子
化ビット数でデジタル信号に変換され、ＭＰＵ５を介し
て画像メモリ７に格納される。こうしてＸ線強度に対し
てリニアな関係を有する画像信号が得られる。
【００２１】次に、ＭＰＵ５は、画像メモリ７に格納さ
れたリニアな画像信号を読み出して対数変換を行って、
たとえば８ビットのデータに変換され再び画像メモリ７
に格納する信号処理を実行する。
れたリニアな画像信号を読み出して対数変換を行って、
たとえば８ビットのデータに変換され再び画像メモリ７
に格納する信号処理を実行する。
【００２２】図２は、本発明に係る信号処理動作を示す
フローチャートである。まずステップｓ１で、上述した
手順のようにＸ線画像の撮影を行って、Ｘ線強度に対し
てリニアな画像信号をデジタル値として画像メモリ７に
格納する。
フローチャートである。まずステップｓ１で、上述した
手順のようにＸ線画像の撮影を行って、Ｘ線強度に対し
てリニアな画像信号をデジタル値として画像メモリ７に
格納する。
【００２３】次にステップｓ２において、ＭＰＵ５は画
像メモリ７に格納された画像データの中から最大値を検
出して、基準値Ｎ０を決定する。この最大値はＸ線量が
最大のデータに対応している。
像メモリ７に格納された画像データの中から最大値を検
出して、基準値Ｎ０を決定する。この最大値はＸ線量が
最大のデータに対応している。
【００２４】なお、基準値Ｎ０を抽出する際、画像信号
のヒストグラムを作成し、画像信号の小さい方から大き
い方に数えて累積データ数が全体の８０％〜１００％と
なる範囲で基準値Ｎ０を抽出することが好ましい。こう
した手法によって、高い濃度のノイズが重畳しても、そ
の影響を回避できる。
のヒストグラムを作成し、画像信号の小さい方から大き
い方に数えて累積データ数が全体の８０％〜１００％と
なる範囲で基準値Ｎ０を抽出することが好ましい。こう
した手法によって、高い濃度のノイズが重畳しても、そ
の影響を回避できる。
【００２５】図３（ａ）は画像信号のヒストグラムの一
例であり、図３（ｂ）は図３（ａ）を画像信号の小さい
方から累積したグラフである。ここでは、累積データ数
が全体の９９％となる信号レベルを基準値Ｎ０として抽
出している。これによって基準値Ｎ０より大きい信号レ
ベルは高濃度ノイズとしてカットされるため、診断に有
用な情報を持つ実質上の画像を適切なコントラストで表
示できる。なお、基準値Ｎ０に対応する累積データ数は
９９％に限らず、８０％〜１００％の範囲で選択するこ
とが好ましい。
例であり、図３（ｂ）は図３（ａ）を画像信号の小さい
方から累積したグラフである。ここでは、累積データ数
が全体の９９％となる信号レベルを基準値Ｎ０として抽
出している。これによって基準値Ｎ０より大きい信号レ
ベルは高濃度ノイズとしてカットされるため、診断に有
用な情報を持つ実質上の画像を適切なコントラストで表
示できる。なお、基準値Ｎ０に対応する累積データ数は
９９％に限らず、８０％〜１００％の範囲で選択するこ
とが好ましい。
【００２６】次にステップｓ３において、ＭＰＵ５は画
像メモリ７の画像データＮを次式（ａ）によって対数変
換して、再び画像メモリ７に格納する。
像メモリ７の画像データＮを次式（ａ）によって対数変
換して、再び画像メモリ７に格納する。
【００２７】
ｄ＝β・ｌｏｇ（Ｎ０／Ｎ） …（ａ）
ここで、ｄは補正後の画像データであり、Ｘ線強度に対
して対数の関係を有する。
して対数の関係を有する。
【００２８】また、βは予め定めた定数であり、前もっ
て実験的に決定することができる。たとえば、Ｘ線強度
の最大レベルを１として、最小レベルが０．１６となる
範囲を表示対象領域とするとき、量子化ステップ数を２
５５として、 β＝２５５／ｌｏｇ（１／０．１６）＝１３９ のように計算して決定できる。
て実験的に決定することができる。たとえば、Ｘ線強度
の最大レベルを１として、最小レベルが０．１６となる
範囲を表示対象領域とするとき、量子化ステップ数を２
５５として、 β＝２５５／ｌｏｇ（１／０．１６）＝１３９ のように計算して決定できる。
【００２９】また、Ｘ線撮影を行う毎に定数βを再設定
することもできる。この場合、画像メモリ７に格納され
たリニアの画像データの中でＸ線量が少なく信号レベル
が最小になる基準値Ｎ１を抽出し、濃度補正後の量子化
最大値をｄｍａｘとすると、次式（ｂ）によって定数β
を決定できる。
することもできる。この場合、画像メモリ７に格納され
たリニアの画像データの中でＸ線量が少なく信号レベル
が最小になる基準値Ｎ１を抽出し、濃度補正後の量子化
最大値をｄｍａｘとすると、次式（ｂ）によって定数β
を決定できる。
【００３０】
β＝ｄｍａｘ／｛ｌｏｇ（Ｎ０／Ｎ１）｝ …（ｂ）
なお、基準値Ｎ１を抽出する際、図３に示すように、画
像信号のヒストグラムを作成し、画像信号の小さい方か
ら大きい方に数えて累積データ数が全体の０％〜２０％
となる範囲で基準値Ｎ１を抽出することが好ましい。こ
うした手法によって、低い濃度のノイズが重畳しても、
その影響を回避できる。なお、図３において基準値Ｎ１
に対応する累積データ数が１％である例を示している
が、これにに限らず０％〜２０％の範囲で選択すること
が好ましい。
像信号のヒストグラムを作成し、画像信号の小さい方か
ら大きい方に数えて累積データ数が全体の０％〜２０％
となる範囲で基準値Ｎ１を抽出することが好ましい。こ
うした手法によって、低い濃度のノイズが重畳しても、
その影響を回避できる。なお、図３において基準値Ｎ１
に対応する累積データ数が１％である例を示している
が、これにに限らず０％〜２０％の範囲で選択すること
が好ましい。
【００３１】また、次のような手法で定数βを決定して
もよい。上述と同様に、まず画像内でＸ線量が少なく信
号レベルが最小になる基準値Ｎ１を抽出し、濃度補正後
の量子化最大値をｄｍａｘとすると、次式 β１＝ｄｍａｘ／｛ｌｏｇ（Ｎ０／Ｎ１）｝ によって定数β１を決定する。
もよい。上述と同様に、まず画像内でＸ線量が少なく信
号レベルが最小になる基準値Ｎ１を抽出し、濃度補正後
の量子化最大値をｄｍａｘとすると、次式 β１＝ｄｍａｘ／｛ｌｏｇ（Ｎ０／Ｎ１）｝ によって定数β１を決定する。
【００３２】次に、定数α＝Ｎ０／Ｎ１として、予め定
められ、次式 β２＝ｄｍａｘ／ｌｏｇ（α） を用いて定数β２を決定する。
められ、次式 β２＝ｄｍａｘ／ｌｏｇ（α） を用いて定数β２を決定する。
【００３３】次に、定数β１と定数β２とを比較して、
値の大きい方を定数βとして採用する。なお、発明者の
実験によると、定数αは０．１６近傍がより好ましく、
最も観察し易い画像が表示できることが判っている。
値の大きい方を定数βとして採用する。なお、発明者の
実験によると、定数αは０．１６近傍がより好ましく、
最も観察し易い画像が表示できることが判っている。
【００３４】このように撮影毎に抽出した定数β１と予
め定めた定数β２とを比較して、適切なコントラストと
なる方の定数を選択することによって、被写体の状態や
撮影条件が変化して入射Ｘ線量が大きく変動した場合で
あっても、コントラストが大きく観察し易い画像が得ら
れる。
め定めた定数β２とを比較して、適切なコントラストと
なる方の定数を選択することによって、被写体の状態や
撮影条件が変化して入射Ｘ線量が大きく変動した場合で
あっても、コントラストが大きく観察し易い画像が得ら
れる。
【００３５】以上のようにして対数変換された画像デー
タはたとえば８ビットで構成され、ステップｓ４におい
て表示装置６に供給されて、画面に表示される。また、
必要に応じて、磁気ディスクや光磁気ディスクなどの画
像記憶装置８に、たとえば８ビット構成で格納すること
ができる。こうしてＡＤ変換の際には精度向上のために
変換ビット数を１０〜１６ビット程度に多くしておい
て、濃度補正後は８ビット構成にすることで、精度を維
持しつつ画像のデータ数を低減化できる。
タはたとえば８ビットで構成され、ステップｓ４におい
て表示装置６に供給されて、画面に表示される。また、
必要に応じて、磁気ディスクや光磁気ディスクなどの画
像記憶装置８に、たとえば８ビット構成で格納すること
ができる。こうしてＡＤ変換の際には精度向上のために
変換ビット数を１０〜１６ビット程度に多くしておい
て、濃度補正後は８ビット構成にすることで、精度を維
持しつつ画像のデータ数を低減化できる。
【００３６】図４は、対数変換による濃度補正グラフの
一例である。補正前の画像信号はたとえば１０ビットで
ＡＤ変換されており、その信号レベルｉｎは０〜１０２
３の範囲の値をとる。補正後の画像信号はたとえば８ビ
ットのデジタルデータであって、その信号レベルｏｕｔ
は０〜２５５の範囲の値をとる。
一例である。補正前の画像信号はたとえば１０ビットで
ＡＤ変換されており、その信号レベルｉｎは０〜１０２
３の範囲の値をとる。補正後の画像信号はたとえば８ビ
ットのデジタルデータであって、その信号レベルｏｕｔ
は０〜２５５の範囲の値をとる。
【００３７】カーブ全体は対数関数を示しており、ネガ
ポジの関係を従来のＸ線フィルムに対応させるために、
入射Ｘ線量が大きいほど補正前信号レベルは大きい値に
なり、補正後信号レベルは小さい値（画面上で黒）にな
る。また、カーブと横軸とが交差する位置が基準値Ｎ０
に対応する。またカーブと補正後信号レベルが２５５の
ラインと交差する位置が基準値Ｎ１に対応する。
ポジの関係を従来のＸ線フィルムに対応させるために、
入射Ｘ線量が大きいほど補正前信号レベルは大きい値に
なり、補正後信号レベルは小さい値（画面上で黒）にな
る。また、カーブと横軸とが交差する位置が基準値Ｎ０
に対応する。またカーブと補正後信号レベルが２５５の
ラインと交差する位置が基準値Ｎ１に対応する。
【００３８】こうした対数変換による濃度補正を行うこ
とによって、被写体の画像情報を忠実に再現できるた
め、Ｘ線量が変動しても安定したコントラストで画像表
示することができる。
とによって、被写体の画像情報を忠実に再現できるた
め、Ｘ線量が変動しても安定したコントラストで画像表
示することができる。
【００３９】なお、以上の説明において、入射Ｘ線の量
に比例する画像信号を出力するＸ線撮像手段として、Ｃ
ＣＤセンサ２を使用する例を示したが、その他にＭＯＳ
センサや電離箱などが使用できる。
に比例する画像信号を出力するＸ線撮像手段として、Ｃ
ＣＤセンサ２を使用する例を示したが、その他にＭＯＳ
センサや電離箱などが使用できる。
【００４０】
【発明の効果】以上詳説したように本発明によれば、Ｘ
線強度に対してリニアな画像信号を所定の変換式を用い
て対数変換してから画像表示しているため、撮影範囲
（ラチチュード）を格段に拡大することが可能になる。
また、画像内でＸ線量が多く信号レベルが最大になる基
準値Ｎ０を抽出し、この基準値Ｎ０を用いて対数変換し
ているため、撮影時のＸ線量が過不足しても、常に適切
な濃度やコントラストで表示することができる。
線強度に対してリニアな画像信号を所定の変換式を用い
て対数変換してから画像表示しているため、撮影範囲
（ラチチュード）を格段に拡大することが可能になる。
また、画像内でＸ線量が多く信号レベルが最大になる基
準値Ｎ０を抽出し、この基準値Ｎ０を用いて対数変換し
ているため、撮影時のＸ線量が過不足しても、常に適切
な濃度やコントラストで表示することができる。
【００４１】また、撮影Ｘ線量が広範囲で調整可能にな
るため、画像のＳ／Ｎ比を制御することができる。その
ため撮影の目的に応じて所望のＸ線量を選択できる。
るため、画像のＳ／Ｎ比を制御することができる。その
ため撮影の目的に応じて所望のＸ線量を選択できる。
【図１】本発明の実施の一形態の構成を示すブロック図
である。
である。
【図２】本発明に係る信号処理動作を示すフローチャー
トである。
トである。
【図３】図３（ａ）は画像信号のヒストグラムの一例で
あり、図３（ｂ）は図３（ａ）を画像信号の小さい方か
ら累積したグラフである。
あり、図３（ｂ）は図３（ａ）を画像信号の小さい方か
ら累積したグラフである。
【図４】対数変換による濃度補正グラフの一例である。
【図５】従来のＸ線撮影装置の一例を示すブロック図で
ある。
ある。
【図６】ＡＤ変換後の入力データと表示濃度との関係を
示すグラフである。
示すグラフである。
１ Ｘ線源
２ ＣＣＤセンサ
３ プリアンプ
４ ＡＤ変換器
５ ＭＰＵ（マイクロプロセシングユニット）
６ 表示装置
７ 画像メモリ
８ 画像記憶装置
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(56)参考文献 特開 平３−114443（ＪＰ，Ａ)
特開 昭63−84526（ＪＰ，Ａ)
特開 昭55−116340（ＪＰ，Ａ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 6/00 - 6/14
Claims (4)
- 【請求項１】 被写体を通過したＸ線像を検出し、入射
Ｘ線の量に比例する画像信号を出力するＸ線撮像手段を
使用したＸ線撮影装置において、 前記Ｘ線撮像手段から出力される画像信号をＡＤ変換し
て画像メモリに格納した後、画像内でＸ線量が多く信号
レベルが最大になる基準値Ｎ０を抽出し、次に画像メモ
リに格納された画像信号Ｎを次式 ｄ＝β・ｌｏｇ（Ｎ０／Ｎ） （但し、ｄは補正後の画像信号、βは定数） のように対数変換を行って濃度補正し、 画像内でＸ線量が少なく信号レベルが最小になる基準値
Ｎ１を抽出し、濃度補正後の量子化最大値をｄｍａｘと
すると、次式 β＝ｄｍａｘ／｛ｌｏｇ（Ｎ０／Ｎ１）｝ によって定数βを決定することを特徴とするＸ線撮影装
置の自動濃度補正方法。 - 【請求項２】 基準値Ｎ０を抽出する際、画像信号Ｎの
ヒストグラムを作成し、画像信号Ｎの小さい方から大き
い方に数えて累積データ数が全体の８０％〜１００％と
なる範囲で基準値Ｎ０を抽出することを特徴とする請求
項１記載のＸ線撮影装置の自動濃度補正方法。 - 【請求項３】 基準値Ｎ１を抽出する際、画像信号Ｎの
ヒストグラムを作成し、画像信号Ｎの小さい方から大き
い方に数えて累積データ数が全体の０％〜２０％となる
範囲で基準値Ｎ１を抽出することを特徴とする請求項１
または２記載のＸ線撮影装置の自動濃度補正方法。 - 【請求項４】 被写体を通過したＸ線像を検出し、入射
Ｘ線の量に比例する画像信号を出力するＸ線撮像手段を
使用したＸ線撮影装置において、 前記Ｘ線撮像手段から出力される画像信号をＡＤ変換し
て画像メモリに格納した後、画像内でＸ線量が多く信号
レベルが最大になる基準値Ｎ０を抽出し、次に画像メモ
リに格納された画像信号Ｎを次式 ｄ＝β・ｌｏｇ（Ｎ０／Ｎ） （但し、ｄは補正後の画像信号、βは定数） のように対数変換を行って濃度補正し、 画像内でＸ線量が少なく信号レベルが最小になる基準値
Ｎ１を抽出し、濃度補正後の量子化最大値をｄｍａｘと
すると、次式 β１＝ｄｍａｘ／｛ｌｏｇ（Ｎ０／Ｎ１）｝ によって定数β１を決定するとともに、 定数α＝Ｎ０／Ｎ１として、予め定められ、次式 β２＝ｄｍａｘ／ｌｏｇ（α） を用いて定数β２を決定し、 次に定数β１と定数β２とを比較して、値の大きい方を
定数βとして採用することを特徴とするＸ線撮影装置の
自動濃度補正方法。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP22069995A JP3375237B2 (ja) | 1995-08-29 | 1995-08-29 | Ｘ線撮影装置の自動濃度補正方法 |
| US08/654,037 US5663998A (en) | 1995-08-29 | 1996-05-28 | X-ray imaging apparatus and automatic density correction method |
| DE19625881A DE19625881A1 (de) | 1995-08-29 | 1996-06-27 | Röntgenbild-Aufnahmevorrichtung und automatisches Schwärzegrad-Korrekturverfahren |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP22069995A JP3375237B2 (ja) | 1995-08-29 | 1995-08-29 | Ｘ線撮影装置の自動濃度補正方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0956713A JPH0956713A (ja) | 1997-03-04 |
| JP3375237B2 true JP3375237B2 (ja) | 2003-02-10 |
Family
ID=16755112
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP22069995A Expired - Lifetime JP3375237B2 (ja) | 1995-08-29 | 1995-08-29 | Ｘ線撮影装置の自動濃度補正方法 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5663998A (ja) |
| JP (1) | JP3375237B2 (ja) |
| DE (1) | DE19625881A1 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006311922A (ja) * | 2005-05-09 | 2006-11-16 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線撮影装置 |
Families Citing this family (16)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5844439A (en) * | 1996-03-13 | 1998-12-01 | Integrated Circuit Systems, Inc. | DC restoration circuit for multi-level transmission signals |
| DE19705035C1 (de) * | 1997-02-10 | 1998-05-07 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb einer medizinischen Röntgendiagnostikeinrichtung und Röntgendiagnostikeinrichtung zur Durchführung des Verfahrens |
| 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 |
| CA2388256A1 (en) | 1999-10-08 | 2001-04-19 | Dentsply International Inc. | Automatic exposure control for dental panoramic and cephalographic x-ray equipment |
| DE60110206T2 (de) | 2000-02-02 | 2006-03-09 | Gendex Corp. | Automatische erkennung von röntgenstrahlung für interorales dentales röntgenbildaufnahmegerät |
| JP2004536643A (ja) * | 2001-07-25 | 2004-12-09 | デンツプライ インターナショナル インコーポレーテッド | 実時間デジタルｘ線撮像装置 |
| AU2003261200A1 (en) | 2002-07-25 | 2004-02-25 | Dentsply International Inc. | Real-time digital x-ray imaging apparatus and method |
| EP1537826B1 (fr) * | 2003-11-26 | 2010-11-10 | Carestream Health, Inc. | Procédé de traitement de signal dans un appareil de radiologie dentaire |
| EP1624411A3 (en) * | 2004-08-06 | 2006-08-09 | Gendex Corporation | Soft tissue filtering in medical images |
| WO2011014013A2 (ko) * | 2009-07-28 | 2011-02-03 | (주)바텍이우홀딩스 | 디지털 엑스선 감지 및 디스플레이 장치 |
| WO2011014786A1 (en) * | 2009-07-31 | 2011-02-03 | Imaging Sciences International Llc | Panoramic dental imaging using segmentation and a master arch |
| JP6132938B2 (ja) * | 2010-12-09 | 2017-05-24 | キヤノン株式会社 | 画像処理装置、放射線撮影システム、画像処理方法及び記録媒体 |
| CN104570578A (zh) * | 2013-10-28 | 2015-04-29 | 宁夏琪凯节能设备有限公司 | 一种节能x数码成像设备 |
| KR102423062B1 (ko) * | 2015-08-27 | 2022-07-20 | 주식회사 바텍 | 웨어러블 디바이스를 포함하는 구강 엑스선 촬영 장치 및 시스템 |
| KR102155745B1 (ko) * | 2019-01-16 | 2020-09-14 | 오스템임플란트 주식회사 | Fmx 자동 생성 방법 및 그 장치 |
| KR102215745B1 (ko) * | 2019-05-09 | 2021-02-18 | 오스템임플란트 주식회사 | 거리 센서를 이용하여 파노라마 촬영을 수행하는 치아 스캔 장치 및 그 방법 |
Family Cites Families (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4467351A (en) * | 1981-11-30 | 1984-08-21 | Yen Wang | Minimal radiologic imaging method and apparatus |
| IL69326A (en) * | 1983-07-26 | 1986-11-30 | Elscint Ltd | System and methods for translating radiation intensity into pixel values |
| JPH0822025B2 (ja) * | 1985-02-25 | 1996-03-04 | 株式会社日立製作所 | 画像入力装置 |
| JPH03266573A (ja) * | 1990-03-16 | 1991-11-27 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線画像入力装置 |
| JPH0595512A (ja) * | 1991-09-30 | 1993-04-16 | Shimadzu Corp | Ｘ線デイジタルアンギオグラフイ装置 |
-
1995
- 1995-08-29 JP JP22069995A patent/JP3375237B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1996
- 1996-05-28 US US08/654,037 patent/US5663998A/en not_active Expired - Fee Related
- 1996-06-27 DE DE19625881A patent/DE19625881A1/de not_active Ceased
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006311922A (ja) * | 2005-05-09 | 2006-11-16 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線撮影装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0956713A (ja) | 1997-03-04 |
| DE19625881A1 (de) | 1997-03-06 |
| US5663998A (en) | 1997-09-02 |
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