WO2013011914A1 - Ｘ線画像診断装置及びｘ線発生装置の制御方法 - Google Patents

Ｘ線画像診断装置及びｘ線発生装置の制御方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2013011914A1
WO2013011914A1 PCT/JP2012/067789 JP2012067789W WO2013011914A1 WO 2013011914 A1 WO2013011914 A1 WO 2013011914A1 JP 2012067789 W JP2012067789 W JP 2012067789W WO 2013011914 A1 WO2013011914 A1 WO 2013011914A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
ray
luminance value
subject
histogram
feedback
Prior art date
Application number
PCT/JP2012/067789
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
宏之助 天明
中村　正
友治 坂井
Original Assignee
株式会社 日立メディコ
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社 日立メディコ filed Critical 株式会社 日立メディコ
Priority to JP2013525661A priority Critical patent/JP5721833B2/ja
Priority to EP12815083.6A priority patent/EP2735269A4/en
Priority to CN201280033217.1A priority patent/CN103747734B/zh
Priority to US14/232,338 priority patent/US9384547B2/en
Publication of WO2013011914A1 publication Critical patent/WO2013011914A1/ja

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T7/00—Image analysis
    • G06T7/0002—Inspection of images, e.g. flaw detection
    • G06T7/0012—Biomedical image inspection
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • A61B6/542—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis involving control of exposure
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T5/00—Image enhancement or restoration
    • G06T5/40—Image enhancement or restoration by the use of histogram techniques
    • G06T5/92—
    • 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
    • H05G1/26—Measuring, controlling or protecting
    • H05G1/30—Controlling
    • H05G1/36—Temperature of anode; Brightness of image power
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/10—Image acquisition modality
    • G06T2207/10116—X-ray image
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
    • G06T2207/30004—Biomedical image processing

Definitions

  • the present invention relates to a control method for an X-ray image diagnostic apparatus and an X-ray generation apparatus, and more particularly to brightness control of an X-ray image.
  • the X-ray diagnostic imaging system has an automatic brightness control system (hereinafter, abbreviated as "ABS") that automatically controls the tube voltage so that the brightness of the fluoroscopic image remains constant even when the subject thickness changes. ).
  • ABS an automatic brightness control system
  • a region of interest (Region Of Interest: hereinafter abbreviated as ⁇ ROI '') is set for the image region output from the X-ray detector, and the average luminance value in the ROI is used as a feedback signal.
  • Some control the tube voltage automatically so that the value of the feedback signal approaches a preset reference value.
  • the control method for example, when the feedback signal is lower than the reference value, the tube voltage works in a rising direction.
  • the X-ray output increases, and the brightness of the next fluoroscopic image becomes brighter than the image before the increase.
  • ROI can be freely set with a pointing device such as a mouse during X-ray fluoroscopy, and the image data in the ROI is used to feed back to ABS.
  • a fluoroscopic apparatus is disclosed.
  • Patent Document 1 causes the movement of the subject position such as the movement of the subject and the movement of the X-ray tube during fluoroscopic imaging, and the region of interest deviates from the ROI region and deviates from appropriate X-ray conditions.
  • the operator needs to reset and update the position and size of the ROI from time to time, which reduces the inspection efficiency.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and an X-ray diagnostic imaging apparatus and an X-ray generation apparatus equipped with an ABS system that follows the movement of a subject position without performing an ROI setting operation by an operator It is an object to provide a control method.
  • the present invention generates a histogram indicating a distribution of luminance values of an X-ray image of a subject, and includes a region in which the subject is imaged in the X-ray image using the generated histogram. An object region is detected, and an X-ray condition that defines an X-ray output is determined so that the luminance value of the detected object region approaches a preset target luminance value.
  • the present invention it is possible to perform the ABS control by calculating the feedback value following the movement of the subject position without performing the ROI setting operation by the operator, and the labor of the operator is omitted. Can do.
  • the block diagram which shows the structure of the X-ray-image diagnostic apparatus which concerns on this embodiment
  • Functional block diagram of an X-ray fluoroscopic apparatus according to the present embodiment A flowchart showing the flow of ABS control processing according to the present embodiment It is an explanatory diagram showing a fluoroscopic image and a histogram generated based on the fluoroscopic image, (a) shows an example of a fluoroscopic image, (b) subtracts the histogram of the fluoroscopic image to N bits, In addition, a histogram in which luminance values are thinned out by T is shown.
  • Explanatory drawing which shows the histogram of the image according to each image pattern Explanatory drawing showing the conversion process from feedback luminance value to X-ray condition
  • (a) is the subject thickness when irradiated with the same X-ray conditions to different subject thickness
  • the relationship between X-ray conditions (tube current / tube voltage), feedback brightness value, and feedback voltage is shown.
  • (B) shows different subject thicknesses, subject thickness when ABS functions, X-ray conditions ( Tube current / tube voltage), feedback luminance value, and feedback voltage.
  • the X-ray diagnostic imaging apparatus of the present invention detects X-rays that generate X-rays according to the X-ray conditions that define the output of X-rays, and detects transmitted X-rays and outputs transmitted X-ray signals.
  • an X-ray image diagnostic apparatus comprising: an X-ray detection unit that performs an image generation unit that generates an X-ray image of the subject based on the transmitted X-ray signal; A histogram generating means for generating a histogram, a subject area detecting means for detecting a subject area consisting of an area where the subject is imaged in the X-ray image, and the subject area X-ray condition determining means for determining the X-ray condition so that the brightness value to be approximated to a preset target brightness value of the object region, and the X-ray generation means is determined Generating said X-ray according to the X-ray condition of the X-ray It is characterized by.
  • the subject region detection means divides the histogram into two data groups with an arbitrary luminance value as a boundary, and is linked to two classes of variance values of each data group, or to the interclass variance values.
  • the luminance value when the index value that increases or decreases becomes the maximum is set as the first threshold value, and a data group less than the first threshold value is detected as the subject region.
  • the histogram generation means is at least one of a process of reducing the number of bits to an arbitrary number of bits smaller than the number of bits of the X-ray image, or a process of thinning out a histogram generated from the X-ray image with a predetermined luminance value.
  • the processed region histogram is generated, and the subject region detecting means detects the subject region using the processed histogram.
  • the luminance value when the ratio of the total number of pixels added from the minimum luminance value in the histogram to the total number of pixels in the histogram is a second threshold value defined in advance is set as a reference luminance value, and the minimum luminance A value obtained by dividing the total value of each luminance value from the value to the reference luminance value and the number of pixels of the luminance value by the total value of the number of pixels from the minimum luminance value to the reference luminance value.
  • Feedback luminance value calculating means for calculating as a feedback luminance value is further provided, wherein the X-ray condition determining means determines the X-ray condition so that the feedback luminance value matches the target luminance value. .
  • the image processing apparatus further includes object region ratio calculating means for calculating a ratio of the number of pixels in the object area to the total number of pixels in the histogram, and the feedback luminance value calculating means is configured to respond to the calculated object area ratio. It is determined which of the at least two or more image types having different object region ratios corresponds to the X-ray image and determining the second threshold value corresponding to each image type.
  • the image type and the second threshold value corresponding to each image type are determined according to at least one of a procedure or a part for capturing the X-ray image.
  • the feedback luminance value calculating means calculates the feedback luminance value using the luminance value of the region where the metal is imaged in the histogram as the minimum luminance value.
  • the apparatus further comprises feedback voltage calculation means for calculating a feedback voltage by converting the feedback luminance value into a voltage
  • the X-ray condition determining means includes a reference voltage obtained by converting the target luminance value into a voltage and the feedback voltage. In comparison, when the feedback voltage is lower than the reference voltage, the X-ray condition is changed so that the output of the X-ray is increased, and when the feedback voltage is higher than the reference voltage, the X-ray condition is changed. The X-ray condition is changed so that the output of the line is lowered.
  • the histogram generation means generates a histogram showing a luminance value distribution in an area inside an area where an X-ray aperture that limits an X-ray irradiation area in the X-ray image is captured. .
  • the X-ray generation apparatus control method includes a step of generating a histogram indicating a luminance value distribution of an X-ray image of a subject, and an object including an area in which the subject is imaged in the X-ray image. Detecting a specimen region based on the histogram, and defining an X-ray output so that a luminance value representative of the subject region approaches a preset target luminance value of the subject region Determining a line condition.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the X-ray fluoroscopic apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is a functional block diagram of the X-ray fluoroscopic apparatus according to the present embodiment.
  • an X-ray fluoroscopic apparatus 10 includes an X-ray tube 1 that generates X-rays, and an X-ray condition signal (for example, a tube current value / X-ray generator 2 that outputs a signal indicating a tube voltage value), an X-ray control device 3 that transmits a feedback voltage signal for determining an X-ray condition to the X-ray generator 2, and an X-ray tube 1, an X-ray flat panel detector 4 that detects X-rays transmitted through the subject, an X-ray flat panel detector control device 5 that controls reading processing of detected transmitted X-ray signals, and a readout
  • An image processing device 6 that generates a fluoroscopic image based on the transmitted X-ray signal, calculates a feedback luminance value based on the fluoroscopic image, and outputs the feedback luminance value to the X-ray control device 3, and an image display device that displays the fluoroscopic image 7, a system control device 8 that controls the X-ray control
  • the image processing device 6 includes an image generation unit 6a that generates a fluoroscopic image based on a transmission X-ray signal output from the X-ray flat panel detector control device 5, and each of the generated fluoroscopic images.
  • a histogram generation unit 6b that generates a histogram indicating a distribution of pixel values of a frame, and a subject area that detects a region in which each subject in the frame is imaged (hereinafter referred to as “subject region”) based on the histogram
  • the image processing device 6 is roughly calculated by an arithmetic processing unit for ABS control (histogram generating unit 6b, subject region detecting unit 6c, subject region ratio calculating unit 6d, and feedback luminance value calculating unit 6e), It is divided into a display processing unit (display image processing unit 6f) for image display.
  • the X-ray control device 3 includes a feedback voltage calculation unit 3a that converts the feedback luminance value received from the image processing device 6 into a voltage (hereinafter referred to as “feedback voltage”).
  • the X-ray generator 2 uses a constant voltage that is determined in advance so that the feedback voltage received from the X-ray control device 3 makes the subject region of the fluoroscopic image a desired luminance value (hereinafter referred to as “target luminance value”).
  • target luminance value a desired luminance value
  • An X-ray condition determining unit 2a that determines X-ray conditions (tube current / tube voltage) so as to have a value is provided.
  • a reference voltage obtained by converting a target luminance value into a voltage is used as the constant value.
  • Image generation unit 6a, histogram generation unit 6b, subject region detection unit 6c, subject region ratio calculation unit 6d, feedback luminance value calculation unit 6e, display image processing unit 6f, feedback voltage calculation unit 3a, and X-ray condition determination unit 2a includes a program that realizes the functions of these units, and a hardware device that loads and executes the program.
  • FIG. 3 is a flowchart showing a flow of ABS control processing according to the embodiment.
  • FIG. 4 is an explanatory diagram showing a fluoroscopic image and a histogram generated based on the fluoroscopic image, where (a) shows an example of the fluoroscopic image, and (b) shows the histogram of the fluoroscopic image reduced to N bits. A histogram in which the brightness is adjusted and the luminance value is thinned out by T is shown.
  • FIG. 5 is an explanatory diagram showing an image histogram corresponding to each image pattern.
  • FIG. 6 is an explanatory diagram showing a conversion process from the feedback luminance value to the X-ray condition.
  • FIG. 4 is an explanatory diagram showing a fluoroscopic image and a histogram generated based on the fluoroscopic image, where (a) shows an example of the fluoroscopic image, and (b) shows the histogram of the fluoroscopic image reduced to N bits. A histogram in which the brightness is adjusted and the luminance value is
  • FIG. 7 is an explanatory diagram showing the relationship between the feedback luminance value and the X-ray condition (tube current / tube voltage), where (a) shows the object when different subject thicknesses are irradiated under the same X-ray condition. The relationship between specimen thickness, X-ray conditions (tube current / tube voltage), feedback brightness value, and feedback voltage is shown. (B) shows the specimen thickness when the ABS functions, X The relationship between line conditions (tube current / tube voltage), feedback luminance value, and feedback voltage is shown.
  • FIG. 8 is an explanatory diagram for explaining the effect of the ABS control, where (a) shows a histogram when the feedback luminance value is lower than the target luminance value, and (b) shows the feedback luminance value. Shows a histogram when becomes the target luminance value.
  • the fluoroscopic X-ray signal is read from the X-ray flat panel detector 4 according to the read signal of the X-ray flat panel detector control device 5 and passed to the image processing device 6.
  • description will be made along each step of FIG.
  • Step S10 the image generation unit 6a acquires a transmission X-ray signal that is the basis of the nth frame from the X-ray flat panel detector 4, and generates 16-bit perspective image data (S10).
  • the 16-bit perspective image data is output to the histogram generation unit 6b for ABS control and is also output to the display image processing unit 6f for display gradation processing.
  • already generated 16-bit perspective image data may be acquired.
  • step S11 the histogram generation unit 6b generates a histogram using 16-bit perspective image data (S11).
  • Step S12 The subject region detection unit 6c performs a thinning process on the fluoroscopy image data by reducing the gradation from 16 bits to N bits and increasing the luminance value by T. Then, a histogram showing the distribution of luminance values after detuning and thinning is generated (S12).
  • the N bits at this time are arbitrary gradations of less than 16 bits. Therefore, when the histogram gradation is reduced from 16 bits to N bits, the luminance value of any pixel in the fluoroscopic image data is converted by the following equation (1).
  • PV Nbit PV 16bit ⁇ 2 (16-N) (1)
  • PV Nbit Luminance value after N-bit gradation reduction of an arbitrary pixel
  • P 16bit Luminance value at 16-bit of an arbitrary pixel
  • the purpose of dropping the histogram gradation is to calculate the discriminant analysis performed in step S13. It is to speed up. This is because in the discriminant analysis method, since the calculation time depends on the luminance value width of the histogram from the calculation algorithm, the calculation time is shortened by reducing the gradation value and decreasing the luminance value width.
  • the brightness value on the histogram with gradations reduced to N bits is thinned out at equal intervals, and the speed can be further increased.
  • step S11 The N-bit reduction process and thinning process performed in this step are not essential and may be omitted. In that case, the process proceeds from step S11 to step S13.
  • Step S13 The subject area ratio calculation unit 6d detects the subject area based on a histogram in which N bits and luminance values are thinned out by T (S13). This step divides the histogram into two with an arbitrary luminance value on the histogram with N bits and luminance values decimated by T as the boundary, and class variance is obtained when class 1 and class 2 are used.
  • the maximum luminance value is obtained as a threshold value. Specifically, the luminance value PV threshold when the value of the interclass variance ⁇ 1 calculated from the following equation (2) is maximized is obtained.
  • ⁇ 1 ⁇ 1 ( ⁇ 1 ⁇ a ) 2 + ⁇ 2 ( ⁇ 2 ⁇ a ) 2 ⁇ / ( ⁇ 1 + ⁇ 2 ) (2) ⁇ 1: Interclass variance value ⁇ 1 : Class 1 pixel count ⁇ 2 : Class 2 pixel count ⁇ 1 : Class 1 average brightness value ⁇ 2 : Class 2 average brightness value ⁇ a : Average brightness value of entire image Note that equation (2) the right side of the denominator (omega 1 + omega 2) of shows the total number of pixels of the fluoroscopic image one (i.e. one frame), the value in all frames constituting the fluoroscopic image It becomes the same value.
  • ⁇ 2 ⁇ 1 ( ⁇ 1 - ⁇ a ) 2 + ⁇ 2 ( ⁇ 2 - ⁇ a ) 2 ⁇ ⁇ ⁇ (2-1)
  • ⁇ 1 Number of pixels in class 1 ⁇ 2 : Number of pixels in class 2 ⁇ 1 : Average luminance value in class 1 ⁇ 2 : Average luminance value in class 2 ⁇ a : Image
  • A in FIG. 4 shows the fluoroscopic image 20 displayed on the image display device 7, and (b) shows a histogram showing the distribution of pixel values of the 16-bit fluoroscopic image 20, with N bits. This is a histogram 25 in which the brightness value is reduced and the luminance value is thinned out by T. Similarly to the histogram 25, the histogram showing the distribution of all pixel values of the fluoroscopic image 20 composed of 16-bit data also shows bimodality due to the difference in pixel values between the direct line region 21 and the subject region 22.
  • the fluoroscopic image 20 includes a direct ray region 21 where X-rays are directly incident on the X-ray flat panel detector 4 and a subject region 22 where X-rays transmitted through the subject are incident.
  • the histogram 25 of the fluoroscopic image 20 is a bimodal pattern mainly composed of a region where the high luminance values of the pixels constituting the direct line region 21 are distributed and a region where the luminance values of the pixels constituting the subject region 22 are distributed.
  • the luminance value PV threshold that maximizes the interclass variance is a valley portion between two peaks. Therefore, a data group having a luminance value equal to or higher than the PV threshold can be recognized as the direct line region 26, and a data group having a luminance value lower than the PV threshold can be recognized as the subject region 27.
  • Step S14 The subject area ratio calculation unit 6d obtains the PV threshold based on the histogram 25 and obtains the direct line area 26. Thereafter, the subject area ratio calculation unit 6d obtains the ratio W (%) of the subject area 27 to the entire histogram 25 based on the following equation (3) (S14).
  • W (%) C sp ⁇ C all ⁇ ⁇ ⁇ (3)
  • W Ratio of the calculated subject area 27 to the entire histogram 25
  • C sp Number of pixels in the subject area 27 in the histogram 25
  • C all Number of pixels in the entire histogram 25
  • the feedback luminance value calculating section 6e classifies the plurality of image patterns according to the subject area ratio (S15).
  • an image with a subject area ratio of X 1 % or more is an image with a large object area ratio
  • an image with X 2 % or more and less than X 1 % is an intermediate image
  • an object area ratio is less than X 2 % with an object area ratio of
  • the number of images is defined, and the ratio W (%) of the subject region 27 is compared with the conditions used for each definition, and conditional branching is performed to determine which of the three image patterns matches (S15). If the image has a high subject area ratio, the process proceeds to step S16. If the image is an intermediate image, the process proceeds to step S17. If the image has a low subject area ratio, the process proceeds to step S18.
  • Steps S16 to S18 The feedback luminance value calculation unit 6e sets the values of P 1 , P 2 , and P 3 used for the calculation of the P tile method determined according to each image pattern (S16 to S18). Details of the P tile method will be described in the next step S19.
  • P 1 , P 2 , and P 3 are experimentally determined in advance for each image pattern (in this embodiment, three images: an image having a relatively large subject area, an intermediate image, and an image having a relatively small subject area.
  • the optimum X-ray output in (pattern) is obtained, adjusted to be the same as the output, and determined.
  • P 1 is a value obtained from an image pattern that includes the subject region W (%) of X 1 or more and has a relatively large proportion of the subject region.
  • P 2 is a value obtained from an intermediate image pattern in which the subject region W (%) is included between X 2 and less than X 1 .
  • P 3 is a value obtained from an image pattern that includes the subject area W (%) less than X 2 and has a relatively small percentage of the subject area.
  • FIG. 5 shows a histogram of each image pattern.
  • a dotted line L in each histogram indicates a PV threshold .
  • the histogram 28 is a histogram of an image with a large proportion of the subject area in the fluoroscopic image for one frame, the total frequency belonging to the left and right areas of the dotted line L is compared with the left side of the dotted line L, that is, the subject area. The total frequency is higher than the total frequency belonging to the right side, that is, the direct line area.
  • Histogram 29 is a histogram of an image with a small subject area ratio in a fluoroscopic image for one frame. Therefore, when the total frequencies belonging to the left and right areas of dotted line L are compared, it belongs to the left side of dotted line L, that is, the subject area. There are more total frequencies belonging to the right side, that is, the direct line area, than the total frequency. Since the histogram 30 is an intermediate image, the total frequencies belonging to the left and right regions of the dotted line L are substantially equal.
  • condition C if it corresponds to condition A, the P 1 % threshold is set, and if it corresponds to condition B, the P 2 % threshold is set, corresponding to condition C Then, the P 3 % threshold is set.
  • Step S19 The feedback luminance value calculation unit 6e uses the histogram data composed of the 16-bit perspective image data obtained in step S11 and the value of any one of P 1 , P 2 , and P 3 set in steps S16 to S18. Then, a calculation process by the P tile method shown in the following equation (4) is performed to calculate a reference luminance value PV percent . Subsequently, the feedback luminance value calculation unit 6e calculates the feedback luminance value PV ABS used for feedback by applying the reference luminance value PV percent calculated in the following equation (5) (S19).
  • the P tile method adds the number of pixels from the luminance value 0 in the histogram of one image, and the ratio of the added number of pixels to the total number of pixels becomes P%.
  • This is a binarization processing method of image processing for calculating the reference luminance value PV percent at the time.
  • P (%) (PC count ⁇ PC all ) x 100 (4)
  • PC count Total number of pixels added from luminance value 0
  • PC all Total number of pixels of one image
  • the luminance value when the ratio of the total number of pixels added from the luminance value 0 to the total number of pixels of one image is P 1 (%) is the reference luminance value PV percent .
  • the feedback luminance value calculation unit 6e calculates the feedback luminance value PV ABS by applying the calculated reference luminance value PV percent to the following equation (5).
  • PV ABS ABS feedback luminance value K: Arbitrary luminance value (0 to 16383)
  • PC k Number of pixels at luminance value k
  • PV percent Luminance value calculated by P tile method (Step S20)
  • the feedback luminance value calculation unit 6e sends the PV ABS calculated in step S19 to the X-ray control device 3 as an ABS feedback luminance value signal (hereinafter referred to as “feedback value signal”), and the feedback voltage calculation unit in the X-ray control device 3 3a receives.
  • feedback value signal ABS feedback luminance value signal
  • the feedback voltage calculation unit 3a converts the received ABS feedback luminance value PV ABS into a voltage fed back to the X-ray generator 2 (hereinafter referred to as “feedback voltage”).
  • the X-ray condition determination unit 2a of the X-ray generator 2 compares the feedback voltage with a predetermined reference voltage, and if the feedback voltage is lower than the reference voltage, the current X-ray condition (combination of tube voltage and tube current) ) Gradually, and adjust to match the reference voltage (for example, 5V). On the other hand, if the feedback voltage is higher than the reference voltage, the current X-ray conditions (combination of tube voltage and tube current) are gradually lowered and adjusted to match the reference voltage (for example, 5V) (S20). .
  • the X-ray condition determining unit 2a compares the reference voltage Y ref [V] with the feedback voltage Y 1 [V] and determines the current X-ray condition ( Increase mA 1 , kV 1 ) to (mA 2 , kV 2 ) (however, mA 1 ⁇ mA 2 , kV 1 ⁇ kV 2 ).
  • the feedback luminance value PV ABS X 2 calculated based on the (n + 1) th frame is Y 2 [V] when converted to the feedback voltage.
  • the feedback luminance value PV ABS and the feedback voltage have a one-to-one correspondence, but the feedback luminance value PV ABS and the X-ray condition (tube voltage, tube current) have a one-to-one correspondence. do not have.
  • ABS automatic brightness adjustment
  • (tube current, tube voltage) (mA 10 , kV 10 ) (however, mA 10 ⁇ mA 20 , kV 10 ⁇ kV 20 ) is applied as an X-ray condition to a subject having a subject thickness of 10 cm.
  • the X-ray condition is described using a combination of tube current and tube voltage.
  • the X-ray condition may be changed by raising or lowering only the tube voltage or only the tube current.
  • Step S21 The X-ray generator 2 outputs the newly determined X-ray condition signal to the X-ray tube 1, and an n + 1-th frame fluoroscopic image is captured according to the new X-ray condition (S21).
  • the effect of the ABS control according to the present embodiment will be described by taking as an example a case where the feedback luminance value PV ABS is lower than the target luminance value.
  • the control works so as to increase the tube current and the tube voltage. The effect at this time will be described with reference to FIG.
  • the histogram 31 shown in (a) of FIG. 8 shows the pixel region of the subject region in the fluoroscopic image.
  • the brightness range is narrow, and the brightness of pixels in the direct line area is not relatively high (less than 1000).
  • a fluoroscopic image is taken by changing the X-ray condition (for example, by increasing the tube current and the tube voltage) so that the feedback luminance value PV ABS of the histogram 31 matches the target luminance value.
  • the histogram 32 (see FIG. 8B) showing the distribution of luminance values of the fluoroscopic image, the luminance value distribution is shifted toward high luminance as a whole compared to the histogram 31, and the luminance values shown in the histogram 32 The distribution width of will widen.
  • the shape and size of the ROI are changed for each part, whereas according to this embodiment, it depends on the shape and size of the ROI. Therefore, the subject area on the histogram is detected for each fluoroscopic image, and the feedback brightness value to the ABS is calculated using the brightness value of the subject area.
  • the X-ray condition can be made to follow the movement of the subject position without the operator's work for setting.
  • the subject area can be imaged and displayed with a target luminance value without the influence of the direct line area.
  • the feedback luminance value is used as the luminance value representing the subject region.
  • the average luminance value of the subject region and the median value of the luminance value distribution of the subject region are used as representative values.
  • the X-ray condition may be determined so that the representative value matches the target luminance value.
  • the values of X 1 and X 2 used in step S15 of the first embodiment and the values of P 1 , P 2 , and P 3 set in steps S16 to S18 are different values for each procedure and each part. Give it. This is because the structure of the histogram changes depending on the procedure, and even if the same procedure is used, the brightness value differs depending on the target to be seen, such as bones and organs. This is because it can be achieved.
  • ⁇ Third embodiment> when a metal is reflected in the subject region, the influence of the metal is reduced.
  • the equation (4) used in the calculation of the P tile method performed in step S19 of the first embodiment is transformed as the following equation (6).
  • P (%) ⁇ PC count metal ⁇ (PC all -PC under metal ) ⁇ x 100 (6)
  • PC count metal Total number of pixels added from luminance value M threshold
  • PC under metal Total number of pixels less than or equal to luminance value M threshold where M threshold is a metal threshold luminance value.
  • FIG. 9 is an explanatory diagram showing a histogram when metal is mixed in a fluoroscopic image for one frame. Since metal is a substance that hardly transmits X-rays, the luminance value region 33 of the metal portion in the histogram has a low value. In such a case, when the P tile method is performed using Equation (4) described in the first embodiment, the luminance value of the pixel in which the metal is reflected enters the calculation target in the calculation of the feedback luminance value. As a result, the feedback luminance value PV ABS is not an appropriate value, the X-ray output is increased, and an overexposed image is obtained.
  • the metal threshold luminance value 34 (hereinafter referred to as “M threshold ”)
  • the PC count is added from the luminance value M threshold in the calculation of the P tile method.
  • the metal included in the fluoroscopic image for one frame can be excluded from the target of the feedback value calculation, and the feedback luminance value PV ABS is calculated as an appropriate value that is not affected by the metal.
  • the fourth embodiment in addition to the first embodiment, using the position information of the X-ray diaphragm for limiting the X-ray irradiation field region, the luminance value of the pixel in which the X-ray diaphragm is reflected in the fluoroscopic image, In this embodiment, the feedback luminance value PV ABS is excluded from the calculation target pixels.
  • the effective image portion in the fluoroscopic image for one frame is inside the region where the X-ray stop is imaged in the fluoroscopic image.
  • the portion of the aperture inserted in the X-ray irradiation field is erroneously recognized as the subject region.
  • the feedback luminance value PV ABS fed back to the ABS is not an appropriate value (the value becomes low), and appropriate ABS control cannot be performed.
  • the system control device 8 is provided with a diaphragm position detection device 8a for detecting actual position information of the X-ray diaphragm attached to the X-ray tube 1 in advance.
  • the histogram generation unit 6b obtains the position of the region where the X-ray diaphragm is imaged in the one-frame fluoroscopic image generated by the image generation unit 6a using the actual position information. And a histogram is produced
  • the feedback luminance PV ABS is calculated by excluding the pixels in the region where the X-ray diaphragm is imaged, it is possible to perform appropriate ABS control even for a fluoroscopic image with a diaphragm.

Abstract

　透視中に被検体の動きやX線管球の移動等の被検体位置の移動が生じた際に、ABS条件を追従させるために、X線画像診断装置に、被検体のX線画像の輝度値の分布を示すヒストグラムを生成するヒストグラム生成部6bと、X線画像における被検体が撮像された領域からなる被検体領域を、ヒストグラムを基に検出する被検体領域検出部6cと、被検体領域を代表する輝度値が、予め設定された被検体領域の目標輝度値に近づくように、X線の出力を規定するX線条件を決定するX線条件決定部2aと、を備える。

Description

Ｘ線画像診断装置及びＸ線発生装置の制御方法
　本発明は、X線画像診断装置及びX線発生装置の制御方法に係り、特に、X線像の輝度制御に関する。
　X線画像診断装置には、被検体厚が変化しても常に透視画像の輝度が一定になるように管電圧を自動制御する自動輝度制御システム(Automatic rightness ontrol ystem:以下「ABS」と略記する)を有しているものがある。ABSの一例として、X線検出器から出力される画像領域に対して関心領域(Region Of Interest:以下「ROI」と略記する)を設定し、そのROI内の平均輝度値をフィードバック信号として用い、フィードバック信号の値を予め設定された基準値に近づくよう管電圧を自動的に制御するものがある。制御方法の一例として、例えばフィードバック信号が基準値よりも低い場合、管電圧は上昇する方向に働く。管電圧が上がるとX線出力が上がり、次の透視画像の輝度が上昇前の画像に比べ明るい画像となる。
　しかし、ROIの位置が固定されている場合には、操作者が見たい被検体の生体組織が、被検体の位置移動など何らかの原因によりROIから外れると、適切なフィードバック信号が算出されず、好ましい画像の品質を得ることが出来ない。
　特許文献1には、上記の望ましくない影響を解消するために、X線透視撮影中にROIをマウスのようなポインティング装置で自在に設定し、そのROI内のイメージデータを用いてABSへフィードバックする透視撮影装置が開示されている。
特表2005-522237号公報
　しかしながら特許文献1の方法は、透視撮影中に、被検体の動きやX線管球の移動等被検体位置の移動が生じ、ROI領域から関心部位が外れ、適切なX線条件から外れてしまった場合に、随時、操作者がROIの位置や大きさを再設定して更新する必要があり、検査効率を下げるものになっていた。
　本発明は、上記問題に鑑みてなされたものであり、操作者によるROIの設定操作を行うことなく、被検体位置の移動に追従するABSシステムを搭載したX線画像診断装置及びX線発生装置の制御方法を提供することを目的とする。
　前記課題を解決するために、本発明は、被検体のX線画像の輝度値の分布を示すヒストグラムを生成し、生成したヒストグラムを用いて、X線画像における被検体が撮像された領域からなる被検体領域を検出し、検出した被検体領域の輝度値が、予め設定した目標輝度値に近づくようにX線の出力を規定するX線条件を決定する。
　本発明によれば、操作者によるROIの設定操作を行うことなく、被検体位置の移動に追従してフィードバック値を算出してABS制御を行うことが可能となり、操作者の手間を省略することができる。
本実施形態に係るX線画像診断装置の構成を示すブロック図 本実施形態に係るX線透視撮影装置の機能ブロック図 本実施形態に係るABS制御の処理の流れを示すフローチャート 透視画像及びその透視画像を基に生成したヒストグラムを示す説明図であって、(a)は、透視画像の一例を示し、(b)は、この透視画像のヒストグラムをNビットに減調し、かつ輝度値をTずつ間引きしたヒストグラムを示す。 各画像パターンに応じた画像のヒストグラムを示す説明図 フィードバック輝度値からX線条件への変換処理を示す説明図 フィードバック輝度値とX線条件(管電流/管電圧)との関係を示す説明図であって、(a)は、異なる被検体厚のものに同じX線条件で照射したときの被検体厚、X線条件(管電流/管電圧)、フィードバック輝度値、フィードバック電圧との関係を示し、(b)は、異なる被検体厚のもので、ABSが機能したときの被検体厚、X線条件(管電流/管電圧)、フィードバック輝度値、フィードバック電圧との関係を示す。 ABS制御の効果を説明するための説明図であって、(a)は、フィードバック輝度値が目標輝度値よりも低い値をとった場合のヒストグラムを示し、(b)はフィードバック輝度値が目標輝度値となった場合のヒストグラムを示す。 1フレーム分の透視画像中に金属が混入している場合のヒストグラムを示す説明図
　以下、本発明を適用する実施形態について説明する。
　本発明のX線画像診断装置は、X線の出力を規定するX線条件に従って、X線を発生するX線発生手段と、被検体を透過したX線を検出して透過X線信号を出力するX線検出手段と、前記透過X線信号に基づいて、前記被検体のX線画像を生成する画像生成手段と、を備えるX線画像診断装置において、前記X線画像の輝度値の分布を示すヒストグラムを生成するヒストグラム生成手段と、前記X線画像における前記被検体が撮像された領域からなる被検体領域を、前記ヒストグラムを基に検出する被検体領域検出手段と、前記被検体領域を代表する輝度値が、予め設定された前記被検体領域の目標輝度値に近づくように、前記X線条件を決定するX線条件決定手段と、を有し、前記X線発生手段は、前記決定されたX線のX線条件に従って前記X線を発生する、ことを特徴とする。
　また、前記被検体領域検出手段は、前記ヒストグラムを任意の輝度値を境に二つのデータ群に分割し、各データ群からなる二つのクラスのクラス間分散値、又はこのクラス間分散値に連動して増減する指標値、が最大となるときの輝度値を第一閾値とし、この第一閾値未満のデータ群を被検体領域として検出することを特徴とする。
　また、前記ヒストグラム生成手段は、前記X線画像のビット数よりも少ない任意のビット数に減調する処理、又は前記X線画像から生成したヒストグラムを所定の輝度値で間引きする処理、の少なくとも一つを行った処理後ヒストグラムを生成し、前記被検体領域検出手段は、前記処理後ヒストグラムを用いて前記被検体領域の検出を行うことを特徴とする。
　また、前記ヒストグラムにおける最小輝度値から加算した画素数の合計数の、前記ヒストグラムの全画素数に対する割合が、予め定義された第二閾値となるときの輝度値を基準輝度値とし、前記最小輝度値から前記基準輝度値までの各輝度値と、当該輝度値の画素数とを乗算した値の合計値を、前記最小輝度値から前記基準輝度値までの画素数の合計値で除した値をフィードバック輝度値として算出するフィードバック輝度値算出手段を更に備え、前記X線条件決定手段は、前記フィードバック輝度値が前記目標輝度値と一致するように、前記X線条件を決定することを特徴とする。
　また、前記被検体領域の画素数が、前記ヒストグラムの全画素数に対する割合を算出する被検体領域割合算出手段を更に備え、前記フィードバック輝度値算出手段は、算出された被検体領域割合に応じて、被検体領域割合が異なる少なくとも二つ以上の画像種別のいずれに前記X線画像が該当するかを判別し、各画像種別に応じた前記第二閾値を決定することを特徴とする。
　また、前記画像種別、及び各画像種別に応じた前記第二閾値は、前記X線画像を撮像する手技若しくは部位の少なくとも一つに応じて決定されることを特徴とする。
　また、前記フィードバック輝度値算出手段は、前記ヒストグラムにおける金属が撮像された領域の輝度値を前記最小輝度値として、前記フィードバック輝度値の算出を行うことを特徴とする。
　また、前記フィードバック輝度値を電圧に換算してフィードバック電圧を算出するフィードバック電圧算出手段を更に備え、前記X線条件決定手段は、前記目標輝度値を電圧に換算した基準電圧と前記フィードバック電圧とを比較し、前記フィードバック電圧が前記基準電圧よりも低い場合には、前記X線の出力が上がるように前記X線条件を変更し、前記フィードバック電圧が前記基準電圧よりも高い場合には、前記X線の出力が下がるように前記X線条件を変更することを特徴とする。
　また、前記ヒストグラム生成手段は、前記X線画像においてX線の照射領域を制限するX線絞りが撮像された領域よりも内側の領域の輝度値の分布を示すヒストグラムを生成することを特徴とする。
　また、本発明のX線発生装置の制御方法は、被検体のX線画像の輝度値の分布を示すヒストグラムを生成するステップと、前記X線画像における前記被検体が撮像された領域からなる被検体領域を、前記ヒストグラムを基に検出するステップと、前記被検体領域を代表する輝度値が、予め設定された前記被検体領域の目標輝度値に近づくように、X線の出力を規定するX線条件を決定するステップと、を含むことを特徴とする。
　次に、本発明の実施形態について図面を用いて詳細に説明する。同一機能を有する構成及び同一の処理内容の手順には同一符号を付し、その説明の繰り返しを省略する。本実施形態では、動画像からなるX線画像(以下「透視画像」という)を生成するX線透視撮影装置10に本発明を適用する場合を例に挙げて説明するが、静止画像を撮像するX線画像撮影装置に本発明を適用し、静止画像の輝度を調整する場合や、透視及び撮影の双方を行うX線画像診断装置にも本発明を適用することができる。以下、図1及び図2に基づいて、本実施形態に係るX線透視撮影装置の概略構成について説明する。図1は、本実施形態に係るX線透視撮影装置の構成を示すブロック図である。図2は、本実施形態に係るX線透視撮影装置の機能ブロック図である。
　図1に示すように、本実施形態に係るX線透視撮影装置10は、X線を発生するX線管球1と、X線管球1に対してX線条件信号(例えば管電流値・管電圧値を示す信号)を出力するX線発生器2と、X線発生器2に対してX線条件を決定するためのフィードバック電圧信号を送信するX線制御装置3と、X線管球1と対向配置され、被検体を透過したX線を検出するX線平面検出器4と、検出された透過X線信号の読出処理の制御を行うX線平面検出器制御装置5と、読み出された透過X線信号を基に透視画像を生成し、その透視画像を基にフィードバック輝度値を算出してX線制御装置3に出力する画像処理装置6と、透視画像を表示する画像表示装置7と、X線制御装置3、X線平面検出器制御装置5、及び画像処理装置6に対する制御を行うシステム制御装置8と、被検体を載置するテーブル9とを備える。
　図2に示すように、画像処理装置6は、X線平面検出器制御装置5から出力された透過X線信号に基づいて透視画像を生成する画像生成部6aと、生成された透視画像の各フレームの画素値の分布を示すヒストグラムを生成するヒストグラム生成部6bと、ヒストグラムを基に、各フレーム内に占める被検体が撮像された領域(以下「被検体領域」という)を検出する被検体領域検出部6cと、算出された被検体領域が透視画像全体に占める割合を算出する被検体領域割合算出部6dと、被検体割合に応じた条件下でフィードバック輝度値を算出するフィードバック輝度値算出部6eと、画像生成部6aが生成した透視画像に対し、画像表示装置7に表示するための階調処理を施し、表示用画像データを画像表示装置7に出力する表示画像処理部6fと、を備える。すなわち、画像処理装置6は、大きくは、ABS制御のための演算処理部(ヒストグラム生成部6b、被検体領域検出部6c、被検体領域割合算出部6d、及びフィードバック輝度値算出部6e)と、画像表示のための表示処理部(表示画像処理部6f)とに分かれる。
　一方、X線制御装置3は、画像処理装置6から受信したフィードバック輝度値を電圧(以下「フィードバック電圧」という)に換算するフィードバック電圧算出部3aを備える。
　また、X線発生器2は、X線制御装置3から受信したフィードバック電圧が、透視画像の被検体領域を所望する輝度値(以下「目標輝度値」という)とするために予め定められた一定値になるように、X線条件(管電流・管電圧)を決定するX線条件決定部2aを備える。本実施形態では、前記一定値として、目標輝度値を電圧に換算した基準電圧を用いる。
　画像生成部6a、ヒストグラム生成部6b、被検体領域検出部6c、被検体領域割合算出部6d、フィードバック輝度値算出部6e、表示画像処理部6f、フィードバック電圧算出部3a、及びX線条件決定部2aは、それら各部の機能を実現するプログラムと、そのプログラムをロードして実行するハードウェア装置とにより構成される。
　＜第一実施形態＞
　ここで、第1の実施形態について、図3乃至図8に基づいて説明する。図3は実施形態に係るABS制御の処理の流れを示すフローチャートである。図4は透視画像及びその透視画像を基に生成したヒストグラムを示す説明図であって、(a)は、透視画像の一例を示し、(b)は、この透視画像のヒストグラムをNビットに減調し、かつ輝度値をTずつ間引きしたヒストグラムを示す。図5は各画像パターンに応じた画像のヒストグラムを示す説明図である。図6はフィードバック輝度値からX線条件への変換処理を示す説明図である。図7はフィードバック輝度値とX線条件(管電流/管電圧)との関係を示す説明図であって、(a)は、異なる被検体厚のものに同じX線条件で照射したときの被検体厚、X線条件(管電流/管電圧)、フィードバック輝度値、フィードバック電圧との関係を示し、(b)は、異なる被検体厚のもので、ABSが機能したときの被検体厚、X線条件(管電流/管電圧)、フィードバック輝度値、フィードバック電圧との関係を示す。図8はABS制御の効果を説明するための説明図であって、(a)は、フィードバック輝度値が目標輝度値よりも低い値をとった場合のヒストグラムを示し、(b)はフィードバック輝度値が目標輝度値となった場合のヒストグラムを示す。
　透視が開始されると、透視X線信号は、X線平面検出器制御装置5の読出信号に従ってX線平面検出器4から読み出され、画像処理装置6へ渡される。以下、図3の各ステップに沿って説明する。
　(ステップS10)
　ステップS10では、画像生成部6aは、X線平面検出器4からn番目フレームの基となる透過X線信号を取得し、16ビットの透視画像データを生成する(S10)。本実施形態では、16ビットの透視画像データは、ABS制御のためにヒストグラム生成部6bに出力されるとともに、表示階調処理のために表示画像処理部6fに出力される。または、既に生成された16ビットの透視画像データを取得してもよい。
　(ステップS11)
　ステップS11では、ヒストグラム生成部6bが、16ビットの透視画像データを用いてヒストグラムを生成する(S11)。
　(ステップS12)
　被検体領域検出部6cは、透視画像データを16ビットからNビットへ階調を減調し、輝度値をTずつ、間引き処理を行う。そして、減調及び間引き後の輝度値の分布を示すヒストグラムを生成する(S12)。このときのNビットは、16ビット未満の任意の階調である。従って、ヒストグラム階調を16ビットからNビットへ落とすと、透視画像データ中の任意の画素は以下の式(1)で輝度値が変換される。
　PVNbit＝PV16bit÷2(16-N)・・・(1)
　　PVNbit:任意画素のNビット減階調後の輝度値
　　P16bit:任意画素の16ビット時の輝度値
　本ステップにおいて、ヒストグラム階調を落とす目的は、ステップS13にて行う判別分析法の演算を高速化することにある。判別分析法は、その演算アルゴリズムから演算時間がヒストグラムの輝度値幅に依存するため、階調を落とし輝度値幅が小さくすることで演算時間が短縮されるからである。
　また、演算時間の更なる高速化として、Nビットに階調を落としたヒストグラム上の輝度値を等間隔に輝度値をTずつ間引くことで、更なる高速化が可能となる。
　本ステップで行うNビットへの減調処理及び間引き処理は、必須ではないので、省略してもよい。その場合、ステップS11からステップS13に処理が進む。
　(ステップS13)
　被検体領域割合算出部6dは、は、Nビットかつ輝度値をTずつ間引かれたヒストグラムを基に被検体領域を検出する(S13)。本ステップでは、Nビットかつ輝度値をTずつ間引かれたヒストグラム上にある任意の輝度値を境界にヒストグラムを2つに分割し、それぞれをクラス1、クラス2とした場合におけるクラス間分散が最大となる輝度値をしきい値として求める。具体的には下式(2)より算出されるクラス間分散Δ1の値が最大になるときの輝度値PVthresholdを求める。
　Δ1＝｛ω1(μ1-μa)2＋ω2(μ2-μa)2｝/(ω1＋ω2)・・・(2)
　　Δ1:クラス間分散の値
　　ω1:クラス1の画素数
　　ω2:クラス2の画素数
　　μ1:クラス1の平均輝度値
　　μ2:クラス2の平均輝度値
　　μa:画像全体の平均輝度値
　なお、式(2)の右辺の分母(ω1＋ω2)は、1枚(すなわち1フレーム)の透視画像の全画素数を示しており、この値は、透視画像を構成する全てのフレームにおいて同じ値となる。よって、クラス間分散Δ1が最大となるときの輝度値PVthresholdを求める際に、式(2)の右辺において(ω1＋ω2)で除する演算を省き、下記式(2-1)を用いてもよい。式(2-1)は、クラス間分散に連動する指標値Δ2を求める式であるが、Δ2が最大となるとき、クラス間分散Δ1も最大となる。式(2)に代えて式(2-1)を用いることにより、(ω1＋ω2)で除する演算が省略でき、より高速な演算処理が可能となる。
　Δ2＝ω1(μ1-μa)2＋ω2(μ2-μa)2・・・(2-1)
　　Δ2:クラス間分散の値に連動する指標値
　　ω1:クラス1の画素数
　　ω2:クラス2の画素数
　　μ1:クラス1の平均輝度値
　　μ2:クラス2の平均輝度値
　　μa:画像全体の平均輝度値
　図4の(a)は、画像表示装置7に表示された透視画像20を示し、(b)は、16ビットの透視画像20の画素値の分布を示すヒストグラムを、Nビットに減調し、かつ輝度値をTずつ間引きしたヒストグラム25である。16ビットデータからなる透視画像20の全ての画素値の分布を示すヒストグラムも、ヒストグラム25と同様、直接線領域21と被検体領域22との画素値の差を起因とする双峰性を示す。
　透視画像20は、X線平面検出器4にX線が直接入射した直接線領域21と、被検体を透過したX線が入射した被検体領域22と、から成る。この透視画像20のヒストグラム25は、主に直接線領域21を構成する画素の高輝度値が分布する領域と、被検体領域22を構成する画素の輝度値が分布する領域と、からなる双峰性を持つ。この場合、クラス間分散が最大となる輝度値PVthresholdは、2山の間の谷の部分となる。したがってPVthreshold以上の輝度値のデータ群を直接線領域26、PVthreshold未満の輝度値のデータ群を被検体領域27と認識することが出来る。
　(ステップS14)
　被検体領域割合算出部6dは、ヒストグラム25を基にPVthresholdを求め直接線領域26を求める。その後、被検体領域割合算出部6dは、下式(3)を基にヒストグラム25の全体に対する被検体領域27の割合W(％)を求める(S14)。
　W(％)＝Csp÷Call・・・(3)
　　W:ヒストグラム25の全体に対する算出された被検体領域27の割合
　　Csp:ヒストグラム25内の被検体領域27の画素数
　　Call:ヒストグラム25全体の画素数
　(ステップS15)
　フィードバック輝度値算出部6eは、被検体領域割合算出部6dが算出した被検体領域27の割合W(％)を基づいて、被検体領域割合に応じた複数の画像パターンに分類する(S15)。本ステップでは、被検体領域割合がX1％以上のものを被検体領域割合が多い画像、X2％以上X1％未満のものを中間画像、X2％未満のものを被検体領域割合が少ない画像、と定義し、被検体領域27の割合W(％)と各定義に用いられた条件とを比較して、3つの画像パターンの何れに一致するか、条件分岐を行う(S15)。被検体領域割合が多い画像の場合にはステップS16へ、中間画像の場合には、ステップS17へ、被検体領域割合が少ない画像の場合にはステップS18へ進む。
　(ステップS16～S18)
　フィードバック輝度値算出部6eは、各画像パターンに応じて定められたPタイル法の演算に用いるP1、P2、P3の値を設定する(S16～S18)。Pタイル法の詳細については、次のステップS19において説明する。
　上記P1、P2、P3の値は、予め実験的に各画像パターン(本実施形態では、被検体領域が比較的大きい画像、中間画像、被検体領域が比較的小さい画像の3つの画像パターン)における最適なX線出力を求め、その出力と同じになるように調整し、決定される。
　ここで、P1は、被検体領域W(％)がX1以上含まれる、比較的被検体領域の割合が多い画像パターンから求めた値である。P2は、被検体領域W(％)がX2以上X1未満含まれる、中間画像パターンから求めた値である。P3は、被検体領域W(％)がX2未満含まれる、比較的被検体領域の割合が少ない画像パターンから求めた値である。図5は、各画像パターンのヒストグラムを示す。
　各ヒストグラム中の点線Lは、PVthresholdを示す。ヒストグラム28は1フレーム分の透視画像中における被検体領域割合が多い画像のヒストグラムであるので、点線Lの左右の各領域に属する合計頻度を比べると、点線Lの左側、すなわち被検体領域に属する合計頻度の方が、右側、すなわち直接線領域に属する合計頻度よりも多い。ヒストグラム29は1フレーム分の透視画像中における被検体領域割合が小さい画像のヒストグラムであるので、点線Lの左右の各領域に属する合計頻度を比べると、点線Lの左側、すなわち被検体領域に属する合計頻度のよりも、右側、すなわち直接線領域に属する合計頻度の方が多い。ヒストグラム30は中間画像であるので、点線Lの左右の各領域に属する合計頻度はほぼ等しくなる。
　このように、画像によって、被検体領域の割合の大小が生じるので、この被検体割合の大小に応じて、P1、P2、P3のいずれかの値を適用する。P1、P2、P3の大小関係は、被検体領域割合の大小関係と連動し、P1＞P2＞P3となる。そこで、本ステップでは、ステップS15において算出した被検体領域の割合W(％)がX1以上であるか(条件Aに相当する)、X2以上X1未満であるか(条件Bに相当する)、X2未満であるか(条件Cに相当する)を判定し、条件Aに相当するとP1％閾値を設定し、条件Bに相当すると、P2％閾値を設定し、条件Cに相当すると、P3％閾値を設定する。
　(ステップS19)
　フィードバック輝度値算出部6eは、ステップS11で得られた16ビットの透視画像データからなるヒストグラムデータと、ステップS16～S18で設定したP1、P2、P3のいずれかの値と、を用いて下式(4)に示すPタイル法による演算処理を行い、基準輝度値PVpercentを算出する。続いて、フィードバック輝度値算出部6eは、下式(5)に算出した基準輝度値PVpercentを適用して、フィードバックに用いるフィードバック輝度値PVABSを算出する(S19)。
　まず、Pタイル法から説明する。Pタイル法とは、下式(4)に示すように、1画像のヒストグラムにおいて、輝度値0から画素数を加算していき、全画素数に対し加算した画素数の割合がP％になるときの基準輝度値PVpercentを算出する画像処理の2値化処理の方法である。
　P(％)＝(PCcount÷PCall)×100・・・(4)
　　P:設定する割合(すなわち、ステップS16～S18で設定したP1、P2、P3の何れかの値)
　　PCcount:輝度値0から加算した画素数の合計数
　　PCall:1画像の合計画素数
　例えば、被検体領域割合が多い画像の場合、式(4)の左辺にはP1の値となる。そして、1画像の合計画素数に対する、輝度値0から加算した画素数の合計数の割合がP1(％)となるときの輝度値が、基準輝度値PVpercentとなる。
　次にフィードバック輝度値算出部6eは、算出した基準輝度値PVpercentを下式(5)に適用してフィードバック輝度値PVABSを算出する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-I000001
　　PVABS:ABSフィードバック輝度値
　　K:任意の輝度値(0～16383)
　　PCk:輝度値kにおける画素数
　　PVpercent:Pタイル法により算出された輝度値
　(ステップS20)
　フィードバック輝度値算出部6eは、ステップS19で算出したPVABSをABSフィードバック輝度値信号(以下「フィードバック値信号」という)としてX線制御装置3に送り、X線制御装置3内のフィードバック電圧算出部3aが受信する。フィードバック電圧算出部3aは、受信したABSフィードバック輝度値PVABSからX線発生器2にフィードバックする電圧(以下「フィードバック電圧」という。)に換算する。X線発生器2のX線条件決定部2aは、フィードバック電圧を、予め定められた基準電圧と比較し、フィードバック電圧が基準電圧よりも低ければ現在のX線条件(管電圧、管電流の組み合わせ)を序々にあげていき、基準電圧(例えば5V)に合わせ込むように調整する。反対に、フィードバック電圧が基準電圧よりも高ければ、現在のX線条件(管電圧、管電流の組み合わせ)を序々に下げていき、基準電圧(例えば5V)に合わせ込むように調整する(S20)。
　図6に基づいて、フィードバック輝度値からX線条件への変換について説明する。図6では、基準電圧Yref[V]として、フィードバック電圧がYref[V]と等しいときに、適切な輝度調整が行われていると判定する。
　図6では、現在の透視画像(n番目フレーム)からフィードバック輝度値算出部6eがPVABS＝X1を示し、それを基にフィードバック電圧算出部3aがフィードバック輝度値X1をフィードバック電圧Y1[V]に換算する。Yref[V]に比べてY1[V]が小さい場合、X線条件決定部2aは基準電圧Yref[V]とフィードバック電圧Y1[V]とを比較し、現在のX線条件(mA1，kV1)を(mA2，kV2)(但し、mA1＜mA2，kV1＜kV2)に上げる。そして、n＋1番目の透視画像は、新たなX線条件(mA，kV)＝(mA2，kV2)により撮像する。n＋1番目フレームを基に算出されたフィードバック輝度値PVABS＝X2は、フィードバック電圧に換算すると、Y2[V]となる。Y2[V]がYref[V]と同値(Y2[V]＝Yref[V])のとき、フィードバック電圧と基準電圧とは一致するので、X線条件決定部2aはX線条件の変更は不要と判定する。よって、n＋2番目フレームは、(mA，kV)＝(mA2，kV2)の下、撮像される。上記のように、フィードバック輝度値PVABSとフィードバック電圧とは1対1の対応関係を持つが、フィードバック輝度値PVABSとX線条件(管電圧，管電流)とは1対1の対応関係を持っていない。
　フィードバック輝度値PVABSとX線条件(管電圧，管電流)との関係を図7に基づいて説明する。同じX線条件で異なる厚さの被検体を撮像した場合、透過X線信号強度が異なるため、異なる被検体厚において、異なるフィードバック輝度値及びフィードバック電圧を示す。例えば図7(a)では、同一のX線条件(管電流，管電圧)＝(mA20，kV20)で被検体厚20cmの被検体と、同10cmの被検体とを撮像すると、前者はフィードバック輝度値X3及びフィードバック電圧Y3[V]、後者はフィードバック輝度値X4及びフィードバック電圧Y4[V](但し、X3＜X4、Y3[V]＜Y4[V])となる。
　ここで、異なる厚さの被検体を撮像した透視画像が一定の輝度値を示すようにABS(自動輝度調整)が機能すると、図7の(b)に示すように、異なる被検体厚においても同じフィードバック輝度値、フィードバック電圧を示す。すなわち、フィードバック輝度値PVABS＝X3とフィードバック電圧＝Y3[V]が一定の下、透過X線強度を一定にしようとすると、被検体厚が相対的に薄い方がよりX線強度を下げる必要がある。そのため、被検体厚20cmのX線条件(管電流，管電圧)＝(mA20，kV20)に比べて、被検体厚10cmのX線条件は下げる必要がある。よって、被検体厚10cmの被検体には、X線条件として(管電流，管電圧)＝(mA10，kV10)(但し、mA10＜mA20，kV10＜kV20)を適用する。
　本実施形態では、X線条件として、管電流と管電圧との組み合わせを用いて説明しているが、管電圧のみ又は管電流のみを昇降させてX線条件を変更してもよい。
　(ステップS21)
　X線発生器2は、新たに決定したX線条件信号をX線管球1に出力し、その新たなX線条件に従ってn＋1番目フレームの透視画像の撮像が行われる(S21)。
　本実施形態に係るABS制御の効果について、目標輝度値よりもフィードバック輝度値PVABSが低い値をとった場合を例に挙げて説明する。本実施形態では、目標輝度値よりもフィードバック輝度値PVABSが低い値となると、管電流及び管電圧を上げるように制御が働く。このときの効果について、図8を基に説明する。
　図8の(a)に示すヒストグラム31は、フィードバック輝度値PVABSが目標輝度値よりも低いため(換言すればフィードバック電圧が基準電圧よりも低いため)、透視画像中の被検体領域の画素の輝度の幅が狭く、直接線領域の画素の輝度も相対的に高くない(1000未満である)。このヒストグラム31のフィードバック輝度値PVABSと目標輝度値とが一致するようにX線条件を変更して(例えば管電流及び管電圧を上げて)透視画像を撮像する。この透視画像の輝度値の分布を示すヒストグラム32(図8(b)参照)では、ヒストグラム31に比べ、輝度値の分布が、全体的に高輝度寄りにシフトし、かつヒストグラム32に示す輝度値の分布幅が広がることとなる。
　従来のABSでは、透視撮影を行いたい部位を変える場合、部位ごとにROIの形状や大きさ等を変化させていたのに対し、本実施形態によれば、ROIの形状や大きさに依存することなく、透視画像毎にヒストグラム上の被検体領域を検出し、被検体領域の輝度値を用いてABSへのフィードバック輝度値の算出を行うため、被検体位置が移動した場合にもROIの再設定のための操作者の作業を介することなく、被検体位置の移動に対してX線条件を追従させることができる。また、直接線領域のようにハレーションを生じる領域が透視画像に含まれている場合にも、直接線領域の影響を排除して被検体領域を目的輝度値で撮像・表示させることができる。また、本実施形態では、被検体領域領域を代表する輝度値としてフィードバック輝度値を用いたが、被検体領域の平均輝度値や、被検体領域の輝度値分布の中央値を代表値とし、この代表値が目標輝度値と一致するようにX線条件を決定してもよい。
　＜第二実施形態＞
　第二実施形態では、第一実施形態のステップS15で用いるX1、X2の値、及びステップS16～S18で設定するP1、P2、P3の値を手技別及び部位別に異なる値を持たせる。これは、手技によりヒストグラムの構成が変化することや、同じ手技を用いても、骨と臓器など見たい対象が異なると輝度値が異なることから、X線条件を変更したほうが、目標輝度値が達成できるからである。
　＜第三実施形態＞
　第三実施形態では、被検体領域内に金属が写り込んでいる場合に、その金属による影響を軽減させる実施形態である。具体的には、第一実施形態のステップS19で行うPタイル法の演算において使用する式(4)を下式(6)のように変形する。
P(％)＝｛PCcount metal÷(PCall-PCunder metal)｝×100・・・(6)
　　PCcount metal:輝度値Mthresholdから加算した合計画素数
　　PCunder metal:輝度値Mthreshold以下の合計画素数
但し、Mthresholdは金属しきい輝度値である。
　第三実施形態について、図9を基に説明する。図9は、1フレーム分の透視画像中に金属が混入している場合のヒストグラムを示す説明図である。金属はX線を透過させにくい物質であるため、ヒストグラムにおける金属部分の輝度値領域33は低い値となる。このような場合、第一実施形態で説明した式(4)を用いてPタイル法を実施すると、金属が写り込んだ画素の輝度値が、フィードバック輝度値算出において演算対象に入る。このことにより、フィードバック輝度値PVABSが適切な値でなくなり、X線出力が上昇し、白飛びした画像になってしまう。したがって金属しきい輝度値34(以下、「Mthreshold」と記載する)を設定することで、Pタイル法の演算においてPCcountを輝度値Mthresholdから加算する。このことにより1フレーム分の透視画像中に含まれる金属をフィードバック値算出の対象から除外することが可能となり、フィードバック輝度値PVABSが金属の影響を受けない、適切な値として算出される。
　＜第四実施形態＞
　第四実施形態では、第一実施形態に加え、X線照射野領域を制限するためのX線絞りの位置情報を用いて、透視画像のうちX線絞りが写りこんだ画素の輝度値を、フィードバック輝度値PVABSの演算対象の画素から除外する実施形態である。X線管球1にX線絞りを入れた場合、1フレーム分の透視画像中における有効な画像部分は、透視画像中においてX線絞りが撮像された領域の内側となる。しかし第一実施形態では1フレーム分の透視画像中の全ての画素をABSのフィードバック対象としているため、X線照射野に挿入されている絞りの部分を被検体領域であると誤認識してしまい、その影響を受けてABSへフィードバックするフィードバック輝度値PVABSが適切な値でなくなり(値が低くなる)、適切なABS制御を行うことが出来ない。
　そこで、システム制御装置8に予めX線管球1に取り付けられたX線絞りの実際の位置情報を検出する絞り位置検出装置8aを設ける。ヒストグラム生成部6bは、実際の位置情報を用いて、画像生成部6aが生成した1フレーム分の透視画像中におけるX線絞りが撮像された領域の位置を求める。そして、透視画像中におけるX線絞りが撮像された領域よりも内側の画像を用いて、ヒストグラムを生成し、ステップS12以下の処理を行う。
　本実施形態によれば、X線絞りが撮像された領域の画素を除外してフィードバック輝度PVABSを算出するため、絞りを入れた透視画像に対しても適切なABS制御が可能となる。
　1　X線管球、2　X線発生器、3　X線制御装置、4　X線平面検出器、5　X線平面検出器制御装置、6　画像処理装置、7　画像表示装置、8　システム制御装置、9　テーブル、10　X線透視撮影装置

Claims (10)

  1. 　X線の出力を規定するX線条件に従って、X線を発生するX線発生手段と、被検体を透過したX線を検出して透過X線信号を出力するX線検出手段と、前記透過X線信号に基づいて、前記被検体のX線画像を生成する画像生成手段と、を備えるX線画像診断装置において、
    　前記X線画像の輝度値の分布を示すヒストグラムを生成するヒストグラム生成手段と、前記X線画像における前記被検体が撮像された領域からなる被検体領域を、前記ヒストグラムを基に検出する被検体領域検出手段と、前記被検体領域を代表する輝度値が、予め設定された前記被検体領域の目標輝度値に近づくように、前記X線条件を決定するX線条件決定手段と、を有し、
    　前記X線発生手段は、前記決定されたX線条件に従って前記X線を発生する、　ことを特徴とするX線画像診断装置。
  2. 　前記被検体領域検出手段は、前記ヒストグラムを任意の輝度値を境に二つのデータ群に分割し、各データ群からなる二つのクラスのクラス間分散値、又はこのクラス間分散値に連動して増減する指標値、が最大となるときの輝度値を第一閾値とし、この第一閾値未満のデータ群を被検体領域として検出する、
    　ことを特徴とする請求項1に記載のX線画像診断装置。
  3. 　前記ヒストグラム生成手段は、前記X線画像のビット数よりも少ない任意のビット数に減調する処理、又は前記X線画像から生成したヒストグラムを所定の輝度値で間引きする処理、の少なくとも一つを行った処理後ヒストグラムを生成し、
    　前記被検体領域検出手段は、前記処理後ヒストグラムを用いて前記被検体領域の検出を行う、
    　ことを特徴とする請求項2に記載のX線画像診断装置。
  4. 　前記ヒストグラムにおける最小輝度値から加算した画素数の合計数の、前記ヒストグラムの全画素数に対する割合が、予め定義された第二閾値となるときの輝度値を基準輝度値とし、前記最小輝度値から前記基準輝度値までの各輝度値と、当該輝度値の画素数とを乗算した値の合計値を、前記最小輝度値から前記基準輝度値までの画素数の合計値で除した値をフィードバック輝度値として算出するフィードバック輝度値算出手段を更に備え、
    　前記X線条件決定手段は、前記フィードバック輝度値が前記目標輝度値と一致するように、前記X線条件を決定する、
    　ことを特徴とする請求項1に記載のX線画像診断装置。
  5. 　前記被検体領域の画素数が、前記ヒストグラムの全画素数に対する割合を算出する被検体領域割合算出手段を更に備え、
    　前記フィードバック輝度値算出手段は、算出された被検体領域割合に応じて、被検体領域割合が異なる少なくとも二つ以上の画像種別のいずれに前記X線画像が該当するかを判別し、各画像種別に応じた前記第二閾値を決定する、
    　ことを特徴とする請求項4に記載のX線画像診断装置。
  6. 　各画像種別に応じた前記第二閾値は、前記X線画像を撮像する手技若しくは部位の少なくとも一つに応じて決定される、
    　ことを特徴とする請求項5に記載のX線画像診断装置。
  7. 　前記フィードバック輝度値算出手段は、前記ヒストグラムにおける金属が撮像された領域の輝度値を前記最小輝度値として、前記フィードバック輝度値の算出を行う、
    　ことを特徴とする請求項4に記載のX線画像診断装置。
  8. 　前記フィードバック輝度値を電圧に換算してフィードバック電圧を算出するフィードバック電圧算出手段を更に備え、
    　前記X線条件決定手段は、前記目標輝度値を電圧に換算した基準電圧と前記フィードバック電圧とを比較し、前記フィードバック電圧が前記基準電圧よりも低い場合には、前記X線の出力が上がるように前記X線条件を変更し、前記フィードバック電圧が前記基準電圧よりも高い場合には、前記X線の出力が下がるように前記X線条件を変更する、
    　ことを特徴とする請求項4に記載のX線画像診断装置。
  9. 　前記ヒストグラム生成手段は、前記X線画像においてX線の照射領域を制限するX線絞りが撮像された領域よりも内側の領域の輝度値の分布を示すヒストグラムを生成する、
    　ことを特徴とする請求項1に記載のX線画像診断装置。
  10. 　被検体のX線画像の輝度値の分布を示すヒストグラムを生成するステップと、
    　前記X線画像における前記被検体が撮像された領域からなる被検体領域を、前記ヒストグラムを基に検出するステップと、
    　前記被検体領域を代表する輝度値が、予め設定された前記被検体領域の目標輝度値に近づくように、X線の出力を規定するX線条件を決定するステップと、
    　を含むことを特徴とするX線発生装置の制御方法。
PCT/JP2012/067789 2011-07-19 2012-07-12 Ｘ線画像診断装置及びｘ線発生装置の制御方法 WO2013011914A1 (ja)

Priority Applications (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2013525661A JP5721833B2 (ja) 2011-07-19 2012-07-12 Ｘ線画像診断装置及びｘ線発生装置の制御方法
EP12815083.6A EP2735269A4 (en) 2011-07-19 2012-07-12 X-RAY DIAGNOSIS DEVICE AND METHOD FOR CONTROLLING THE X-RAY DIAGNOSIS DEVICE
CN201280033217.1A CN103747734B (zh) 2011-07-19 2012-07-12 X射线图像诊断装置及x射线发生装置的控制方法
US14/232,338 US9384547B2 (en) 2011-07-19 2012-07-12 X-ray image diagnostic apparatus and method for controlling X-ray generation device

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2011-157919 2011-07-19
JP2011157919 2011-07-19

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2013011914A1 true WO2013011914A1 (ja) 2013-01-24

Family

ID=47558092

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2012/067789 WO2013011914A1 (ja) 2011-07-19 2012-07-12 Ｘ線画像診断装置及びｘ線発生装置の制御方法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US9384547B2 (ja)
EP (1) EP2735269A4 (ja)
JP (1) JP5721833B2 (ja)
CN (1) CN103747734B (ja)
WO (1) WO2013011914A1 (ja)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2879373A3 (en) * 2013-11-27 2015-09-09 Samsung Electronics Co., Ltd X-ray detector, x-ray imaging apparatus having the same, and method of controlling the same
WO2016052289A1 (ja) * 2014-10-03 2016-04-07 株式会社 日立メディコ Ｘ線透視装置及びｘ線照射条件設定方法
JP2018114190A (ja) * 2017-01-20 2018-07-26 株式会社島津製作所 Ｘ線透視装置
CN111781633A (zh) * 2019-04-03 2020-10-16 苏州博思得电气有限公司 利用校正自动调节x射线机亮度方法、系统、存储介质、设备

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6117183B2 (ja) * 2012-04-02 2017-04-19 株式会社日立製作所 Ｘ線画像診断装置及びｘ線発生装置の制御方法
JP6843683B2 (ja) * 2017-04-11 2021-03-17 東芝Ｉｔコントロールシステム株式会社 Ｘ線検査装置
CN107887004B (zh) * 2017-11-07 2021-10-08 深圳蓝韵医学影像有限公司 透视图像亮度的调整方法、装置及计算机可读存储介质

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005522237A (ja) 2001-11-07 2005-07-28 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 Ｘ線イメージエンハンスメント
JP2005319214A (ja) * 2004-05-11 2005-11-17 Canon Inc 画像処理装置及びその方法、プログラム
JP2007151645A (ja) * 2005-12-01 2007-06-21 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 医用画像診断支援システム
WO2009142166A1 (ja) * 2008-05-22 2009-11-26 株式会社 日立メディコ Ｘ線診断装置
JP2010213768A (ja) * 2009-03-13 2010-09-30 Shimadzu Corp 放射線撮影装置
JP2010253051A (ja) * 2009-04-24 2010-11-11 Toshiba Corp Ｘ線診断装置
JP2010269081A (ja) * 2009-05-25 2010-12-02 Toshiba Corp Ｘ線画像診断装置

Family Cites Families (34)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6417631A (en) * 1987-07-14 1989-01-20 Toshiba Corp X-ray diagnostic apparatus
US5253169A (en) * 1991-11-29 1993-10-12 General Electric Company Method and apparatus for reducing x-ray dosage during fluoroscopic examinations
JPH0955298A (ja) * 1995-08-15 1997-02-25 Ge Yokogawa Medical Syst Ltd Ｘ線透視撮影方法及びｘ線透視撮影装置
US6282261B1 (en) * 1996-02-21 2001-08-28 Lunar Corporation Multi-mode x-ray image intensifier system
US6315445B1 (en) * 1996-02-21 2001-11-13 Lunar Corporation Densitometry adapter for compact x-ray fluoroscopy machine
US6215846B1 (en) * 1996-02-21 2001-04-10 Lunar Corporation Densitometry adapter for compact x-ray fluoroscopy machine
JP3670439B2 (ja) * 1997-05-09 2005-07-13 株式会社日立メディコ Ｘ線装置
US6839457B1 (en) * 1999-06-03 2005-01-04 Teijin Limited Bone measuring method
JP4776798B2 (ja) * 2000-03-29 2011-09-21 東芝医用システムエンジニアリング株式会社 Ｘ線診断装置
JP2002058665A (ja) * 2000-06-09 2002-02-26 Ge Yokogawa Medical Systems Ltd Ｘ線テレビ装置
DE60228555D1 (de) * 2001-03-29 2008-10-09 Toshiba Kk Röntgendiagnosevorrichtung
JP2002312775A (ja) 2001-04-13 2002-10-25 Canon Inc 画像処理装置、放射線画像処理システム及び画像処理方法
JP2002344807A (ja) * 2001-05-15 2002-11-29 Canon Inc 画像処理装置、画像処理システム、画像処理方法、記憶媒体、及びプログラム
US20050207630A1 (en) * 2002-02-15 2005-09-22 The Regents Of The University Of Michigan Technology Management Office Lung nodule detection and classification
US6795526B2 (en) * 2002-03-04 2004-09-21 Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc Automatic exposure control for a digital image acquisition system
CN1481756A (zh) * 2002-08-14 2004-03-17 ��ʽ���綫֥ 集中照射型放疗设备
JP4077430B2 (ja) * 2003-07-31 2008-04-16 佳知 高石 骨密度評価装置および骨密度評価方法
JP4379706B2 (ja) * 2004-03-04 2009-12-09 横河電機株式会社 領域抽出方法
JP4675589B2 (ja) * 2004-07-06 2011-04-27 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ｘ線コンピュータトモグラフィ装置
US7581885B2 (en) * 2004-11-24 2009-09-01 General Electric Company Method and system of aligning x-ray detector for data acquisition
US7831073B2 (en) * 2005-06-29 2010-11-09 Accuray Incorporated Precision registration of X-ray images to cone-beam CT scan for image-guided radiation treatment
DE102005043051B4 (de) * 2005-09-09 2015-12-17 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Einrichtung zum Erzeugen eines Röntgenbildes
US7742567B2 (en) * 2007-04-11 2010-06-22 Searete Llc Compton scattered X-ray visualization, imaging, or information provider with time of flight computation
JP5403899B2 (ja) * 2007-11-15 2014-01-29 キヤノン株式会社 画像処理装置、画像処理方法、プログラム及びコンピュータ記録媒体
JP4416823B2 (ja) * 2008-01-09 2010-02-17 キヤノン株式会社 画像処理装置、画像処理方法、及びコンピュータプログラム
DE102008006358A1 (de) * 2008-01-28 2009-07-30 Siemens Aktiengesellschaft Röntgenbildaufnahmeverfahren und -vorrichtung für die stereotaktische Biopsie
JP2011005050A (ja) * 2009-06-26 2011-01-13 Canon Inc 画像処理方法及び画像処理装置
DE102010006585A1 (de) * 2010-02-02 2011-08-04 Siemens Aktiengesellschaft, 80333 CT-Bildrekonstruktion im erweiterten Messfeld
US9058664B2 (en) * 2011-09-07 2015-06-16 Siemens Aktiengesellschaft 2D-2D fusion for interventional guidance in trans-catheter aortic valve implantation
JP6117183B2 (ja) * 2012-04-02 2017-04-19 株式会社日立製作所 Ｘ線画像診断装置及びｘ線発生装置の制御方法
JP5799928B2 (ja) * 2012-09-28 2015-10-28 カシオ計算機株式会社 閾値設定装置、被写体検出装置、閾値設定方法及びプログラム
US9014455B2 (en) * 2012-10-30 2015-04-21 Samsung Electronics Co., Ltd. X-ray imaging apparatus and X-ray image generating method
JP6187298B2 (ja) * 2014-02-14 2017-08-30 コニカミノルタ株式会社 Ｘ線撮影システム及び画像処理方法
US9569829B2 (en) * 2014-04-25 2017-02-14 Canon Kabushiki Kaisha Image processing apparatus, radiation imaging apparatus, control methods for them, gain image creation method, radiation imaging system, and storage medium

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005522237A (ja) 2001-11-07 2005-07-28 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 Ｘ線イメージエンハンスメント
JP2005319214A (ja) * 2004-05-11 2005-11-17 Canon Inc 画像処理装置及びその方法、プログラム
JP2007151645A (ja) * 2005-12-01 2007-06-21 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 医用画像診断支援システム
WO2009142166A1 (ja) * 2008-05-22 2009-11-26 株式会社 日立メディコ Ｘ線診断装置
JP2010213768A (ja) * 2009-03-13 2010-09-30 Shimadzu Corp 放射線撮影装置
JP2010253051A (ja) * 2009-04-24 2010-11-11 Toshiba Corp Ｘ線診断装置
JP2010269081A (ja) * 2009-05-25 2010-12-02 Toshiba Corp Ｘ線画像診断装置

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP2735269A4

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2879373A3 (en) * 2013-11-27 2015-09-09 Samsung Electronics Co., Ltd X-ray detector, x-ray imaging apparatus having the same, and method of controlling the same
US9658348B2 (en) 2013-11-27 2017-05-23 Samsung Electronics Co., Ltd. X-ray detector, X-ray imaging apparatus having the same, and method of controlling the same
WO2016052289A1 (ja) * 2014-10-03 2016-04-07 株式会社 日立メディコ Ｘ線透視装置及びｘ線照射条件設定方法
JPWO2016052289A1 (ja) * 2014-10-03 2017-07-13 株式会社日立製作所 Ｘ線透視装置及びｘ線照射条件設定方法
JP2018114190A (ja) * 2017-01-20 2018-07-26 株式会社島津製作所 Ｘ線透視装置
CN111781633A (zh) * 2019-04-03 2020-10-16 苏州博思得电气有限公司 利用校正自动调节x射线机亮度方法、系统、存储介质、设备
CN111781633B (zh) * 2019-04-03 2023-12-22 苏州博思得电气有限公司 利用校正自动调节x射线机亮度方法、系统、存储介质、设备

Also Published As

Publication number Publication date
EP2735269A4 (en) 2015-03-25
EP2735269A1 (en) 2014-05-28
JPWO2013011914A1 (ja) 2015-02-23
US9384547B2 (en) 2016-07-05
JP5721833B2 (ja) 2015-05-20
CN103747734B (zh) 2016-03-09
US20140140606A1 (en) 2014-05-22
CN103747734A (zh) 2014-04-23

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5721833B2 (ja) Ｘ線画像診断装置及びｘ線発生装置の制御方法
JP6117183B2 (ja) Ｘ線画像診断装置及びｘ線発生装置の制御方法
US7869637B2 (en) Histogram calculation for auto-windowing of collimated X-ray image
JP2008104761A (ja) Ｘ線断層撮影装置およびアーチファクトの低減方法
US11213268B2 (en) X-ray system with computer implemented methods for image processing
US6744849B2 (en) Image processing apparatus, image processing method, program, and storage medium
US6574307B1 (en) Method and apparatus for enhancing the contrast of a medical diagnostic image that includes foreign objects
JP5388476B2 (ja) 画像表示装置、乳房ｘ線撮影装置および画像表示プログラム
US10646181B2 (en) Breast type identification device, method, and program
WO2015174206A1 (ja) 画像診断装置及び階調情報設定方法
WO2011074471A1 (ja) Ｘ線画像診断装置、ｘ線露出制御方法及びプログラム
JP4314001B2 (ja) 画像表示装置
US8681942B2 (en) Fluoroscopy systems and methods
JP7015113B2 (ja) Ｘ線診断装置、ｘ線診断装置の制御方法、及び画像処理装置
JP5498016B2 (ja) Ｘ線診断装置および画像処理装置
JP7147507B2 (ja) 画像処理装置及びプログラム
JP2012105924A (ja) 放射線撮影装置
KR101895090B1 (ko) 형광투시 시스템 및 방법

Legal Events

Date Code Title Description
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 201280033217.1

Country of ref document: CN

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 12815083

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2013525661

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2012815083

Country of ref document: EP

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 14232338

Country of ref document: US

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE