JPH05300376A - Calculation method for correction data for compressing dynamic range of radiant ray picture - Google Patents
Calculation method for correction data for compressing dynamic range of radiant ray pictureInfo
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Landscapes
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Facsimile Image Signal Circuits (AREA)
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- Radiography Using Non-Light Waves (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、医療等に用いられる放
射線撮影装置による放射線撮影による画像信号のダイナ
ミックレンジ圧縮用補正データ算出方法に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a correction data calculation method for compressing a dynamic range of an image signal by radiography by a radiography apparatus used for medical treatment or the like.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来、放射線撮影装置においては、放射
線源から放射線（一般にはＸ線）を被写体（人体）に照
射して、被写体の背後に設けられた撮像面にて撮像・記
録する。しかし、例えば胸部Ｘ線撮影において、被写体
は非常に大きな解剖学的厚み変動（すなわちＸ線吸収
差）を有し、従って非常に大きなＸ線減衰変動を示す。
その結果、これらの画像は、そのままでは、その一部分
については適当な撮像・記録がなされるものの、ほとん
どの部分は適当な撮像・記録がなされないこととなる。
それゆえ、Ｘ線情報の著しい損失（診断価値の低下）を
生じる。2. Description of the Related Art Conventionally, in a radiation imaging apparatus, radiation (generally X-rays) is applied to a subject (human body) from a radiation source, and an image is picked up and recorded on an image pickup surface provided behind the subject. However, for example in chest radiography, the subject has a very large anatomical thickness variation (ie X-ray absorption difference) and thus exhibits a very large X-ray attenuation variation.
As a result, with these images as they are, appropriate imaging / recording is performed on a part of them, but appropriate imaging / recording is not performed on most of the images.
Therefore, a significant loss of X-ray information (decrease in diagnostic value) occurs.
【０００３】胸部Ｘ線撮影における被写体透過後のＸ線
強度のヒストグラムは肺野部から縦隔部にかけての広い
範囲にわたっている。この被写体透過後のＸ線強度の範
囲、あるいはＸ線強度に対応する信号値（アナログ、デ
ジタルを問わず）の範囲を、ここではＸ線強度又は画像
信号のダイナミックレンジと呼ぶ。胸部撮影では一般に
肺野部の関心度が最も高いので、肺野部を透過したＸ線
量がフィルムの階調曲線の傾きの大きい範囲になるよう
に撮影条件を設定する。従って、肺野部よりもＸ線透過
量の少ない縦隔部分は階調曲線の傾きの小さい部分にな
らざるを得ず、コントラストが低くなってしまう。従っ
て、Ｘ線吸収の高い部分（低濃度部）から低い部分（高
濃度部）まで、全体を良好なコントラストでフィルム上
に抽出することは困難である。The histogram of the X-ray intensity after passing through the subject in chest radiography covers a wide range from the lung field to the mediastinum. The range of the X-ray intensity after passing through the subject or the range of signal values (whether analog or digital) corresponding to the X-ray intensity is referred to herein as the X-ray intensity or the dynamic range of the image signal. In chest radiography, the degree of interest in the lung field is generally highest, so the radiographing conditions are set so that the X-ray dose transmitted through the lung field is in a range where the gradient of the gradation curve of the film is large. Therefore, the mediastinum portion having a smaller amount of X-ray transmission than the lung field portion is inevitably a portion having a small gradient of the gradation curve, resulting in low contrast. Therefore, it is difficult to extract the whole from the high X-ray absorption part (low density part) to the low part (high density part) on the film with good contrast.
【０００４】そこで、被写体に放射線を照射して撮影を
行ったときに、これにより得た２次元撮影画像情報に基
づいて２次元補正データを作成し、２次元撮影画像情報
を２次元補正データを用いてダイナミックレンジを圧縮
するように補正することが行われている。また、予め被
写体に放射線を照射して、第１の２次元撮影画像情報を
得、この第１の２次元画像情報に基づいて２次元補正デ
ータを作成し、しかる後、同一の被写体に放射線を照射
して、第２の２次元撮影画像情報を得るようにし、この
際に２次元補正データを用いてダイナミックレンジを圧
縮するように補正すること等も行われている（特開昭６
３−１８９０４３号公報参照）。Therefore, when a subject is irradiated with radiation and an image is taken, two-dimensional correction data is created based on the two-dimensional captured image information obtained thereby, and the two-dimensional captured image information is converted into the two-dimensional corrected data. The dynamic range is corrected by using this method. In addition, the subject is irradiated with radiation in advance to obtain first two-dimensional captured image information, two-dimensional correction data is created based on this first two-dimensional image information, and then the same subject is irradiated with radiation. Irradiation is performed so as to obtain second two-dimensional photographed image information, and at this time, correction is performed so as to compress the dynamic range using the two-dimensional correction data (Japanese Patent Laid-Open No. Sho 6-62).
3-189043 gazette).
【０００５】[0005]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
ダイナミックレンジ圧縮方法では全てのＸ線強度範囲
（全ての信号範囲）でダイナミックレンジが圧縮される
ように補正を行っていたので、もともと十分なコントラ
ストが得られていた領域（胸部撮影では肺野部分）のコ
ントラストをも低下させてしまい、十分な診断性能が得
られないという問題点があった。However, in the conventional dynamic range compression method, the correction is performed so that the dynamic range is compressed in the entire X-ray intensity range (the entire signal range), so that a sufficient contrast is originally obtained. There is also a problem in that the contrast of the region (the lung field part in chest radiography) that has been obtained is reduced, and sufficient diagnostic performance cannot be obtained.
【０００６】本発明は、このような従来の問題点に鑑
み、もともと十分なコントラストが得られていた部分の
コントラストを維持したまま、画像情報のダイナミック
レンジを圧縮できるようにすることを目的とする。In view of the above conventional problems, it is an object of the present invention to make it possible to compress the dynamic range of image information while maintaining the contrast of a portion where a sufficient contrast was originally obtained. ..
【０００７】[0007]
【課題を解決するための手段】このため、本発明は、放
射線撮影による画像信号に基づいてダイナミックレンジ
圧縮用補正データを算出する方法として、画像信号の信
号値と基準値との大小を比較し、信号値が基準値より大
又は小のいずれか一方のときに補正データを予め決めら
れた一定値とすることを特徴とする放射線画像のダイナ
ミックレンジ圧縮用補正データ算出方法を提供する。Therefore, as a method of calculating correction data for dynamic range compression based on an image signal obtained by radiography, the present invention compares the signal value of the image signal with the reference value. Provided is a correction data calculation method for dynamic range compression of a radiation image, wherein the correction data is set to a predetermined constant value when the signal value is either larger or smaller than a reference value.
【０００８】更には、画像信号の信号値と基準値との大
小を比較し、信号値が基準値より大又は小のいずれか一
方のときに補正データを予め決められた一定値とし、他
方のときに補正データを基準値と信号値との差から算出
することを特徴とする放射線画像のダイナミックレンジ
圧縮用補正データ算出方法を提供する。ここで、補正デ
ータに制限値を設け、予め決められた方法で算出された
補正データが制限値を超える場合に補正データを制限値
とするとよい。Further, the signal value of the image signal and the reference value are compared in size, and when the signal value is either larger or smaller than the reference value, the correction data is set to a predetermined constant value and the other is set. There is provided a method for calculating correction data for dynamic range compression of a radiation image, wherein correction data is calculated from the difference between a reference value and a signal value. Here, it is preferable that a limit value is provided for the correction data and the correction data is set as the limit value when the correction data calculated by a predetermined method exceeds the limit value.
【０００９】また、基準値の決め方としては、画像の一
定領域内でのヒストグラムを作成し、その最大値、最小
値及び平均値のうち少なくとも１つに基づいて決定する
とよい。また、画像信号の低空間周波数成分、より好ま
しくは 0.2 lp/mm以下のものに対してダイナミックレン
ジ圧縮用補正データを算出するとよい（lpはラインペ
ア）。As a method of determining the reference value, a histogram within a certain area of the image may be created and determined based on at least one of the maximum value, the minimum value and the average value. Further, it is preferable to calculate the correction data for dynamic range compression for the low spatial frequency component of the image signal, more preferably 0.2 lp / mm or less (lp is a line pair).
【００１０】[0010]
【作用】上記の方法においては、画像信号の信号値と基
準値との大小を比較し、信号値が基準値より大又は小の
いずれか一方のときに補正データを予め決められた一定
値とすることにより、補正を行わないようにする。他方
のときの補正データの算出は、例えば基準値と信号値と
の差から求めることで、ダイナミックレンジを圧縮でき
るようにする。In the above method, the signal value of the image signal is compared with the reference value, and when the signal value is either larger or smaller than the reference value, the correction data is compared with a predetermined constant value. By doing so, the correction is not performed. The correction data in the other case is calculated, for example, from the difference between the reference value and the signal value so that the dynamic range can be compressed.
【００１１】[0011]
【実施例】以下に本発明の第１〜第４の実施例を説明す
る。但し、本発明は、その要旨を超えない限り、以下の
例に限定されるものではない。先ず第１の実施例につい
て説明する。この実施例は、撮影は１回行い、これによ
り得られた２次元撮影画像情報により補正データを作成
すると共に、それを補正するものであり、下記のステッ
プ１〜３よりなる。Embodiments First to fourth embodiments of the present invention will be described below. However, the present invention is not limited to the following examples as long as the gist thereof is not exceeded. First, the first embodiment will be described. In this embodiment, the photographing is performed once, and the correction data is generated and the correction data is corrected by the two-dimensional photographed image information obtained by the photographing, and includes the following steps 1 to 3.
【００１２】１）被写体に放射線を照射して、２次元撮
影画像情報を得る。 ２）この２次元撮影画像情報に基づいて、画像のＸ方向
に対する第１のダイナミックレンジ圧縮用補正データ、
又は、Ｘ方向に垂直なＹ方向に対する第２のダイナミッ
クレンジ圧縮用補正データの少なくとも一方を作成す
る。 ３）前記２次元撮影画像情報を前記第１の補正データ又
は第２の補正データの少なくとも一方を用いて補正す
る。1) A subject is irradiated with radiation to obtain two-dimensional photographed image information. 2) First dynamic range compression correction data in the X direction of the image based on the two-dimensional captured image information,
Alternatively, at least one of the second dynamic range compression correction data for the Y direction perpendicular to the X direction is created. 3) The two-dimensional photographed image information is corrected using at least one of the first correction data and the second correction data.
【００１３】次に各ステップについて説明する。ステッ
プ１では、被写体に放射線を照射して、２次元撮影画像
情報を得るが、その方法としては各種の方法を採用し得
る。例えば、図３（ａ）に示すように、放射線源１から
被写体２に放射線を照射する際、被写体２の背後に例え
ばイオンチャンバ式のラインディテクタ３を設け、この
ラインディテクタ３をスキャンして、被写体２の各部の
撮影画像情報（放射線透過量情報）を得、かかる２次元
撮影画像情報をメモリ６に記憶させる。この場合、図３
（ｂ）の如く放射線源１として放射線ファンビーム発生
装置を用いたときは、これより発するファンビームと同
期（連動）してラインディテクタ３をスキャンする如く
してもよい。尚、ラインディテクタ３としては、イオン
チャンバ式に限ることなく、半導体を用いたもの、蛍光
体を用いて光に変換する方式のものでもよい。Next, each step will be described. In step 1, the subject is irradiated with radiation to obtain two-dimensional captured image information, but various methods can be adopted as the method. For example, as shown in FIG. 3A, when irradiating the subject 2 with radiation from the radiation source 1, for example, an ion chamber type line detector 3 is provided behind the subject 2, and the line detector 3 is scanned to Captured image information (radiation transmission amount information) of each part of the subject 2 is obtained, and the two-dimensional captured image information is stored in the memory 6. In this case,
When a radiation fan beam generator is used as the radiation source 1 as shown in (b), the line detector 3 may be scanned in synchronization (interlocking) with the fan beam emitted from it. The line detector 3 is not limited to the ion chamber type, but may be a semiconductor type or a fluorescent type.
【００１４】また、図３（ｃ）に示すように、ラインデ
ィテクタ３に代えてイメージインテンシファイヤ４を用
い、これで被写体２の画像情報を増幅してテレビカメラ
５で撮影し、かかる２次元撮影画像情報（放射線透過量
情報）をメモリ６に記憶させるようにしてもよい。ま
た、図３（ｄ）に示すように、放射線画像を蓄積記録す
る蓄積型放射線画像変換パネル（例えば輝尽性蛍光体）
７を用い、その放射線画像を放射線画像読取装置20によ
り読取るようにしてもよい。Further, as shown in FIG. 3C, an image intensifier 4 is used in place of the line detector 3, the image information of the subject 2 is amplified by this, and the image is taken by the television camera 5, and the two-dimensional image is taken. The captured image information (radiation transmission amount information) may be stored in the memory 6. In addition, as shown in FIG. 3D, a storage-type radiation image conversion panel (for example, a stimulable phosphor) that stores and records a radiation image.
7, the radiation image may be read by the radiation image reading device 20.
【００１５】前記放射線画像変換パネル７に用いられる
輝尽性蛍光体としては、例えば下記のａ）〜ｆ）に示す
ようなもの等が挙げられる ａ）特開昭５５−１２１４３号公報に記載されている一
般式 （Ｂａ1-X-Y Ｍｇx ＣａY ）ＦＸ：ｅＥｕ2+ で示されるアルカリ土類弗化ハロゲン化物蛍光体 ｂ）特開昭５５−１２１４４号公報に記載されている一
般式 ＬｎＯＸ：ｘＡ で示される蛍光体 ｃ）特開昭５５−１２１４５号公報に記載されている一
般式 （Ｂａ1-X ＭII x ）ＦＸ：ｙＡ で示される蛍光体 ｄ）特開昭５５−８４３８９号公報に記載されている一
般式 ＢａＦＸ：ｘＣｅ，ｙＡ で示される蛍光体 ｅ）特開昭５５−１６００７８号公報に記載されている
一般式 ＭIIＦＸ・ｘＡ：ｙＬｎ で示される希土類元素付活２価金属フルオロハライド蛍
光体 ｆ）特開昭６１−７２０８７号公報に記載されている一
般式 ＭI Ｘ・ａＭIIＸ'2・ｂＭIII Ｘ"3：ｃＡ で示されるアルカリハラロイド蛍光体 図４は放射線画像読取装置20の一例を示している。Examples of the stimulable phosphor used in the radiation image conversion panel 7 include those shown in the following a) to f). A) Described in JP-A-55-12143. The general formula (Ba 1-XY Mg x Ca Y ) FX: eEu 2+ represented by alkaline earth fluorohalide phosphor b) The general formula LnOX described in JP-A-55-12144: xA phosphor c) phosphor represented by the general formula (Ba 1-X M II x ) FX: yA described in JP-A-55-12145 d) JP-A-55-84389 A phosphor represented by the general formula BaFX: xCe, yA described in JP-A-e) a rare earth element-activated divalent compound represented by the general formula M II FX.xA: yLn described in JP-A-55-160078. Metal fluorohara De phosphor f) the general formula disclosed in JP-61-72087 JP M I X · aM II X ' 2 · bM III X "3: alkali Hara Lloyd phosphor 4 represented by cA radiation image An example of the reading device 20 is shown.
【００１６】図において、励起光発生用の光源（例えば
半導体レーザ）21はドライバ回路（レーザドライバ）22
によって駆動される。この光源21より発生したビームは
単色光フィルタ23、スプリットミラー24、ビーム整形光
学系25及びミラー26を経て偏向器27に達する。この偏向
器27は偏向器ドライバ28によって駆動されるガルバノミ
ラーを備え、前記ビームを走査領域内に一定角度で偏向
する。偏向されたビームはｆθレンズ29によって走査線
上で一定速度となるよう調整され、ミラー30を経て画像
情報が蓄積記録された変換パネル７上を矢印ａの方向に
走査する。変換パネル７は同時に適当な手段で副走査方
向（矢印ｂ方向）に移動し、全面が走査される。前記ビ
ームにて走査され、変換パネル７から発生する輝尽発光
は集光器32で集光され、輝尽発光の波長領域のみを通す
フィルタ33を通って光電子増倍管34に至り、アナログ電
気信号（画像信号）に変換される。In the figure, a light source (eg, semiconductor laser) 21 for generating excitation light is a driver circuit (laser driver) 22.
Driven by. The beam generated from the light source 21 reaches the deflector 27 via the monochromatic light filter 23, the split mirror 24, the beam shaping optical system 25 and the mirror 26. The deflector 27 comprises a galvanometer mirror driven by a deflector driver 28 to deflect the beam into the scanning area at a constant angle. The deflected beam is adjusted by the fθ lens 29 so as to have a constant speed on the scanning line, and is scanned through the mirror 30 on the conversion panel 7 on which image information is accumulated and recorded in the direction of arrow a. The conversion panel 7 is simultaneously moved in the sub-scanning direction (direction of arrow b) by an appropriate means, and the entire surface is scanned. The stimulated emission emitted from the conversion panel 7 that is scanned by the beam is condensed by the condenser 32, passes through the filter 33 that passes only the wavelength region of the stimulated emission, and reaches the photomultiplier tube 34. It is converted into a signal (image signal).
【００１７】前記光電子増倍管34には電源35より高電圧
が供給され、光電子増倍管34から電流として出力された
画像信号は電流−電圧変換増幅器36を通って電圧増幅さ
れ、さらに発光強度信号に変換するＬog変換器37、サン
プルホールド回路38を通った後、Ａ／Ｄ変換器39によっ
てデジタル信号に変換され、メモリ40に格納される。こ
のメモリ40はデジタル演算等を行うＣＰＵ41に接続さ
れ、該ＣＰＵ41は、インターフェイス42を介して、外部
の機器、例えばデータを保存加工するための大型コンピ
ュータ、ミニコンピュータ、画像を出力するＣＲＴ表示
装置、各種ハードコピー作成装置等に連結することがで
き、かつ、メモリ40に蓄えられたデータの演算・転送を
行うようになっている。A high voltage is supplied from the power source 35 to the photomultiplier tube 34, the image signal output as a current from the photomultiplier tube 34 is voltage-amplified through the current-voltage conversion amplifier 36, and further the emission intensity is obtained. After passing through the Log converter 37 for converting into a signal and the sample hold circuit 38, it is converted into a digital signal by the A / D converter 39 and stored in the memory 40. The memory 40 is connected to a CPU 41 that performs digital calculation and the like, and the CPU 41, via an interface 42, external equipment, for example, a large computer for storing and processing data, a mini computer, a CRT display device for outputting an image, The hard disk can be connected to various hard copy making devices and the like, and the data stored in the memory 40 can be calculated and transferred.
【００１８】ステップ２では、２次元撮影画像情報に基
づいて、画像のＸ方向に対する第１のダイナミックレン
ジ圧縮用補正データ、又は、Ｘ方向に垂直なＹ方向に対
する第２のダイナミックレンジ圧縮用補正データの少な
くとも一方を作成するが、これら補正データの作成方法
の一例を図１及び図２を参照して説明する。図１は、ス
テップ１で得た２次元撮影画像情報を示している。Ｘ方
向にＭ画素、Ｙ方向にＮ画素が存在するものとする。In step 2, based on the two-dimensional photographed image information, first dynamic range compression correction data for the X direction of the image or second dynamic range compression correction data for the Y direction perpendicular to the X direction. At least one of them is created. An example of a method of creating these correction data will be described with reference to FIGS. 1 and 2. FIG. 1 shows the two-dimensional photographed image information obtained in step 1. It is assumed that there are M pixels in the X direction and N pixels in the Y direction.
【００１９】図中のＳ（ｘ，ｙ）は座標（ｘ，ｙ）での
放射線強度の信号値である。尚、この値はリニア値でも
Ｌog変換後の値でもよいが、Ｌog変換後の値であること
が好ましい。ここで、予め定めたＹ＝ｙ1 上でのプロフ
ィルＰｙ1 ＝Ｓ（ｘ，ｙ1 ）を読込む。また、予め定め
たＸ＝ｘ1 上でのプロフィルＰｘ1 ＝Ｓ（ｘ1 ，ｙ）を
読込む。尚、ｙ1 ，ｘ1 の選定は任意である。S (x, y) in the figure is a signal value of the radiation intensity at the coordinates (x, y). This value may be a linear value or a value after Log conversion, but is preferably a value after Log conversion. Here, the profile Py 1 = S (x, y 1 ) on a predetermined Y = y 1 is read. Further, the profile Px 1 = S (x 1 , y) on a predetermined X = x 1 is read. The selection of y 1 and x 1 is arbitrary.
【００２０】図２（ａ）は、プロフィルＰｙ1 ＝Ｓ
（ｘ，ｙ1 ）の詳細である。すなわち、Ｙ＝ｙ1 上での
放射線強度を示したもので、Ｘ方向の放射線強度分布と
なる。尚、図中のＳｘは基準値である。補正データは、
Ａ(x) ＝Ｆ（Ｓｘ，Ｐｙ1 ）とし、基準値ＳｘとＰｙ1
との関数とする。FIG. 2A shows the profile Py 1 = S.
Details of (x, y 1 ). That is, it shows the radiation intensity on Y = y 1 and has a radiation intensity distribution in the X direction. Incidentally, Sx in the figure is a reference value. The correction data is
A (x) = F (Sx, Py 1 ) and the reference values Sx and Py 1
And the function.
【００２１】具体的には、例えば、 ｉ）Ｓｘ＞Ｐｙ1 の場合 Ｆ（Ｓｘ，Ｐｙ1 ）＝Ｓｘ−Ｐｙ1 ii）Ｓｘ≦Ｐｙ1 の場合 Ｆ（Ｓｘ，Ｐｙ1 ）＝０ とする。Specifically, for example, i) in the case of Sx> Py 1 F (Sx, Py 1 ) = Sx−Py 1 ii) in the case of Sx ≦ Py 1 F (Sx, Py 1 ) = 0.
【００２２】上記のような式で求めた補正データを用い
ると、基準値よりも信号値の高い（Ｘ線透過量の多い）
部分は補正を行わず、基準値よりも信号値の低い（Ｘ線
透過量の少ない）部分のみダイナミックレンジを圧縮す
ることができる。また、基準値よりも信号値が低い領域
では基準値と信号値との差をもって補正データとしてい
るので、補正データは基準値の前後で信号値に対する連
続関数になっている。このため、偽画像を生じることな
く、ダイナミックレンジの圧縮を行うことができる。When the correction data obtained by the above equation is used, the signal value is higher than the reference value (the X-ray transmission amount is large).
It is possible to compress the dynamic range only in the portion where the signal value is lower than the reference value (the X-ray transmission amount is small) without performing the correction on the portion. Further, in a region where the signal value is lower than the reference value, the difference between the reference value and the signal value is used as the correction data, so that the correction data is a continuous function for the signal value before and after the reference value. Therefore, the dynamic range can be compressed without generating a false image.
【００２３】このような補正データの求め方は、例えば
胸部画像のように比較的信号値が高い部分が診断上重要
視される画像を処理する場合に適する。一般に胸部画像
では診断上肺野部の関心度が最も高いので、肺野部が最
もコントラストが高く、診断しやすい濃度になるように
表示される。従って、肺野部より信号値の低い縦隔部や
腹部は必然的に表示濃度とコントラストが低くなりす
ぎ、十分な診断性能は得られない。このような画像につ
いて上記のような補正データを用いてダイナミックレン
ジを圧縮すれば、肺野部の濃度とコントラストを維持し
たまま縦隔部と腹部の表示濃度を高くして見やすい画像
を得ることができる。This method of obtaining correction data is suitable for processing an image in which a portion having a relatively high signal value, such as a chest image, is considered important for diagnosis. Generally, in a chest image, the degree of interest in the lung field area is the highest in terms of diagnosis, so that the lung field area is displayed with the highest contrast and the density at which diagnosis is easy. Therefore, in the mediastinum and the abdomen where the signal value is lower than that in the lung field, the display density and the contrast inevitably become too low, and sufficient diagnostic performance cannot be obtained. If the dynamic range of such an image is compressed using the correction data as described above, it is possible to increase the display density of the mediastinum and the abdomen while maintaining the density and contrast of the lung field and obtain an easily viewable image. it can.
【００２４】但し、補正データを得る式としては画像情
報のダイナミックレンジを圧縮できるものであればよ
く、上記の式以外には、例えば、 ｉ）Ｓｘ＞Ｐｙ1 の場合 Ｆ（Ｓｘ，Ｐｙ1 ）＝ａ（Ｓｘ−Ｐｙ1 ） ａは定数 ii）Ｓｘ≦Ｐｙ1 の場合 Ｆ（Ｓｘ，Ｐｙ1 ）＝０ としてもよい。However, the equation for obtaining the correction data may be any equation as long as it can compress the dynamic range of the image information, and other than the above equation, for example, i) when Sx> Py 1 F (Sx, Py 1 ) = a (Sx-Py 1) a may be a constant ii) for Sx ≦ Py 1 F (Sx, Py 1) = 0.
【００２５】この方法では、基準値と信号値との差に定
数を乗じて補正データを求めることにより、補正の程度
を調整することができる。あるいは、 ｉ）Ｓｘ＞Ｐｙ1 の場合 Ｆ（Ｓｘ，Ｐｙ1 ）＝ｍｉｎ（ａ（Ｓｘ−Ｐｙ1 ），
ｂ） ａ，ｂは定数で、ｂは補正データの上限 ii）Ｓｘ≦Ｐｙ1 の場合 Ｆ（Ｓｘ，Ｐｙ1 ）＝０ としてもよい。In this method, the degree of correction can be adjusted by multiplying the difference between the reference value and the signal value by a constant to obtain the correction data. Alternatively, i) In the case of Sx> Py 1 , F (Sx, Py 1 ) = min (a (Sx−Py 1 ),
b) a and b are constants, b is the upper limit of the correction data ii) In the case of Sx ≦ Py 1 , F (Sx, Py 1 ) = 0 may be set.
【００２６】この方法では、補正データに制限値として
上限を設けることにより、必要以上にダイナミックレン
ジの圧縮を行ってしまうことを防げる。例えば、体内に
ペースメーカーなどのＸ線吸収体が存在する場合、その
部分の信号値は周りより著しく低くなり、それに応じて
補正値も非常に大きな値になるために、そのまま補正す
ると周りとの信号差が圧縮される。しかし、このような
異物は異物としてありのままに信号値が周りより著しく
低い状態で表示されることが好ましく、このような場合
は補正データに上限を設ける方法は有効である。In this method, it is possible to prevent the dynamic range from being compressed more than necessary by setting the upper limit as the limit value in the correction data. For example, when there is an X-ray absorber such as a pacemaker in the body, the signal value of that part is significantly lower than that of the surroundings, and the correction value becomes very large accordingly. The difference is compressed. However, it is preferable that such a foreign substance is displayed as a foreign substance as it is with a signal value significantly lower than the surroundings. In such a case, a method of setting an upper limit on the correction data is effective.
【００２７】もちろん、これらに限られるものでないこ
とは言うまでもない。図２（ｂ）は、これにより得た補
正データＡ(x) を示したもので、これがＸ方向の補正デ
ータとなり、第１の補正データとなる。図２（ｃ）は、
プロフィルＰｘ1 ＝Ｓ（ｘ1 ，ｙ）の詳細である。すな
わち、Ｘ＝ｘ1 上での放射線強度を示したもので、Ｙ方
向の放射線強度分布となる。尚、図中のＳｙは基準値で
ある。Needless to say, the present invention is not limited to these. FIG. 2B shows the correction data A (x) thus obtained, which becomes the correction data in the X direction and becomes the first correction data. Figure 2 (c) shows
This is the detail of the profile Px 1 = S (x 1 , y). That is, it shows the radiation intensity on X = x 1 and has a radiation intensity distribution in the Y direction. Incidentally, Sy in the figure is a reference value.
【００２８】補正データは、Ｂ(y) ＝Ｆ（Ｓｙ，Ｐ
ｘ1 ）とし、基準値ＳｙとＰｘ1 との関数とする。具体
的には、例えば、 ｉ）Ｓｙ＞Ｐｘ1 の場合 Ｆ（Ｓｙ，Ｐｘ1 ）＝Ｓｙ−Ｐｘ1 ii）Ｓｙ≦Ｐｘ1 の場合 Ｆ（Ｓｙ，Ｐｘ1 ）＝０ とする。これについても各種の式を用いうる。The correction data is B (y) = F (Sy, P
x 1 ), and a function of the reference value Sy and Px 1 . Specifically, for example, i) in the case of Sy> Px 1 F (Sy, Px 1 ) = Sy−Px 1 ii) in the case of Sy ≦ Px 1 F (Sy, Px 1 ) = 0. Various expressions can be used for this as well.
【００２９】図２（ｄ）は、これにより得た補正データ
Ｂ(y) を示したもので、これがＹ方向の補正データとな
り、第２の補正データとなる。尚、これら補正データの
作成にあたっては、例えば第１の補正データの作成の場
合、１ラインのプロフィルＰｙ1 の代わりに、複数ライ
ン分の平均プロフィル（次式Ｐｙ参照）を使用すること
が望ましい。１ラインのみのデータから第１の補正デー
タを作成すると、パルス状ノイズが混入していたとき
に、補正データの値が実際の値と大きく相違することに
なり、好ましくないからである。 Ｐｙ＝（ΣＰｙi ）／ｎ （但し、ｉ＝１〜ｎ） 第２の補正データの作成の場合も、１ラインのみでなく
複数ライン分の平均プロフィルを使用することが望まし
い。FIG. 2 (d) shows the correction data B (y) thus obtained, which becomes the correction data in the Y direction and becomes the second correction data. In creating these correction data, for example, in the case of creating the first correction data, it is desirable to use an average profile for a plurality of lines (see the following equation Py) instead of the profile Py 1 for one line. This is because if the first correction data is created from the data of only one line, the value of the correction data greatly differs from the actual value when pulse noise is mixed, which is not preferable. Py = (ΣPy i ) / n (where i = 1 to n) Also in the case of creating the second correction data, it is desirable to use not only one line but an average profile for a plurality of lines.
【００３０】また、補正データＡ(x) ，Ｂ(y) は複数画
素ごとに決定してもよい。また、ダイナミックレンジを
圧縮する際に全ての空間周波数領域で補正すると必要な
画像情報も失われてしまうので、 0.2 lp/mm以下、好ま
しくは 0.1 lp/mm以下の周波数領域のみで補正すること
が必要である。低周波数領域のみ補正するためには、Ｘ
方向又はＹ方向のプロフィル内で隣接画素の平均をとる
ことが好ましい。Further, the correction data A (x) and B (y) may be determined for each of a plurality of pixels. In addition, when the dynamic range is compressed, the necessary image information will be lost if it is corrected in all spatial frequency regions, so it is possible to correct only in the frequency region of 0.2 lp / mm or less, preferably 0.1 lp / mm or less. is necessary. To correct only the low frequency region, X
Adjacent pixels are preferably averaged within the profile in the direction or Y direction.
【００３１】基準値Ｓｘ，Ｓｙの決め方としては、例え
ば一定領域内でのヒストグラムを作成し、その最大値及
び／又は最小値及び／又は平均値に基づいて決定する方
法が考えられる。尚、本実施例では、Ｘ方向、Ｙ方向に
対する補正データＡ(x) ，Ｂ(y) を作成しており、画像
全体の補正データを作成した場合に比べてデータ数が著
しく少なくなる（2000×2000画素であれば、1/1000）か
ら、後述する補正を行う場合に、演算速度の短縮、保存
時のメモリの節約、画像転送時間の短縮が可能となり、
それでいて、全面補正に近い効果が得られるというメリ
ットがある。As a method of determining the reference values Sx and Sy, for example, a method of creating a histogram in a certain area and determining based on the maximum value and / or the minimum value and / or the average value thereof can be considered. In this embodiment, the correction data A (x) and B (y) for the X direction and the Y direction are created, and the number of data is significantly smaller than that when the correction data for the entire image is created (2000 If it is × 2000 pixels, 1/1000), it will be possible to reduce the calculation speed, save memory when saving, and shorten the image transfer time when performing the correction described below.
Even so, there is an advantage that an effect close to that of the whole surface correction can be obtained.
【００３２】ステップ３では、ステップ１で得た２次元
撮影画像情報をステップ２で得た補正データにより補正
するが、これは次のように行う。すなわち、２次元撮影
画像情報の座標（ｘ，ｙ）のデータに対して対応する補
正データＡ(x) 又はＢ(y) の少なくとも一方を用いて補
正する。具体的には、補正後の座標（ｘ，ｙ）での信号
値をＳ'(ｘ，ｙ）とすると、例えば次式により、補正す
る。In step 3, the two-dimensional photographed image information obtained in step 1 is corrected by the correction data obtained in step 2, which is performed as follows. That is, the correction is performed using at least one of the correction data A (x) and B (y) corresponding to the data of the coordinates (x, y) of the two-dimensional photographed image information. Specifically, assuming that the signal value at the corrected coordinates (x, y) is S ′ (x, y), the correction is performed by the following equation, for example.
【００３３】 Ｓ'(ｘ，ｙ）＝Ｓ（ｘ，ｙ）＋Ｇ（Ａ(x) ，Ｂ(y) ） ここで、Ｇ（Ａ(x) ，Ｂ(y) ）は、例えば次式の如く、
Ａ(x) ，Ｂ(y) のうち大きい方とする。 Ｇ（Ａ(x) ，Ｂ(y) ）＝ｍａｘ（Ａ(x) ，Ｂ(y) ） 又は、 ｉ）Ａ(x) ＋Ｂ(y) ＜Ｃの場合 Ｇ（Ａ(x) ，Ｂ(y) ）＝Ａ(x) ＋Ｂ(y) ii）Ａ(x) ＋Ｂ(y) ≧Ｃの場合 Ｇ（Ａ(x) ，Ｂ(y) ）＝Ｃ とする。尚、Ｃは一定値である。S ′ (x, y) = S (x, y) + G (A (x), B (y)) where G (A (x), B (y)) is, for example, as,
The larger one of A (x) and B (y). G (A (x), B (y)) = max (A (x), B (y)) or i) A (x) + B (y) <C G (A (x), B (y) y)) = A (x) + B (y) ii) When A (x) + B (y) ≧ C G (A (x), B (y)) = C. Incidentally, C is a constant value.
【００３４】かかる補正に際しても、各種の式を用いう
ることは言うまでもない。これによりダイナミックレン
ジが圧縮された２次元撮影画像情報Ｓ'(ｘ，ｙ）を得る
ことができる。次に第２の実施例について説明する。こ
の実施例は、撮影を２回行い、１回目の撮影で補正デー
タを作成し、２回目の撮影で得られた２次元撮影画像情
報を補正するものであり、下記のステップ１〜４よりな
る。Needless to say, various equations can be used for such correction. As a result, it is possible to obtain the two-dimensional photographed image information S ′ (x, y) whose dynamic range is compressed. Next, a second embodiment will be described. In this embodiment, photographing is performed twice, correction data is created in the first photographing, and the two-dimensional photographed image information obtained in the second photographing is corrected, and includes steps 1 to 4 below. ..
【００３５】１）被写体に放射線を照射して、第１の２
次元撮影画像情報を得る。 ２）この第１の２次元撮影画像情報に基づいて、画像の
Ｘ方向に対する第１のダイナミックレンジ圧縮用補正デ
ータ、又は、Ｘ方向に垂直なＹ方向に対する第２のダイ
ナミックレンジ圧縮用補正データの少なくとも一方を作
成する。 ３）同一の被写体に放射線を照射して、第２の２次元撮
影画像情報を得る。1) Irradiating a subject with radiation, the first 2
Obtain 3D captured image information. 2) Based on the first two-dimensional photographed image information, the first dynamic range compression correction data for the X direction of the image or the second dynamic range compression correction data for the Y direction perpendicular to the X direction. Create at least one. 3) Irradiate the same subject with radiation to obtain second two-dimensional captured image information.
【００３６】４）この第２の２次元撮影画像情報を前記
第１の補正データ又は第２の補正データの少なくとも一
方を用いて補正する。 次に各ステップについて説明する。ステップ１，２につ
いては、第１の実施例と同様に実施する。但し、ステッ
プ１での放射線は弱くてよいし、ラインディテクタ３又
はテレビカメラ５等の空間分解能は低くてもよい。4) The second two-dimensional photographed image information is corrected by using at least one of the first correction data and the second correction data. Next, each step will be described. Steps 1 and 2 are performed in the same manner as in the first embodiment. However, the radiation in step 1 may be weak and the spatial resolution of the line detector 3 or the television camera 5 may be low.
【００３７】ステップ３では、同一の被写体の画像を得
るが、その方法としては、第１の実施例のステップ１の
説明であげたようなものが考えられる。但し、ステップ
１と３は同じ方法でも、異なる方法でもよい。ステップ
４では、第１の実施例のステップ３と同様の補正を行
う。次に第３の実施例について説明する。In step 3, images of the same subject are obtained, but as a method therefor, the method described in step 1 of the first embodiment can be considered. However, steps 1 and 3 may be the same method or different methods. In step 4, the same correction as in step 3 of the first embodiment is performed. Next, a third embodiment will be described.
【００３８】この実施例は、撮影を２回行い、１回目の
撮影で補正データを作成し、２回目の撮影の際に放射線
強度を変調することにより補正するものであり、下記の
ステップ１〜３よりなる。 １）被写体に放射線を照射して、第１の２次元撮影画像
情報を得る。 ２）この第１の２次元撮影画像情報に基づいて、画像の
Ｘ方向に対する第１のダイナミックレンジ圧縮用補正デ
ータ、又は、Ｘ方向に垂直なＹ方向に対する第２のダイ
ナミックレンジ圧縮用補正テーブルの少なくとも一方を
作成する。In this embodiment, photographing is performed twice, correction data is created in the first photographing, and correction is performed by modulating the radiation intensity in the second photographing. It consists of three. 1) Irradiate a subject with radiation to obtain first two-dimensional captured image information. 2) Based on the first two-dimensional photographed image information, the first dynamic range compression correction data for the X direction of the image, or the second dynamic range compression correction table for the Y direction perpendicular to the X direction. Create at least one.
【００３９】３）同一の被写体に前記第１の補正データ
又は第２の補正データの少なくとも一方に基づいて放射
線強度を変調しつつ放射線を照射して、ダイナミックレ
ンジが圧縮された第２の２次元撮影画像情報を得る。 次に各ステップについて説明する。ステップ１，２につ
いては、第１の実施例と同様に実施する。但し、この場
合もステップ１での放射線は弱くてよいて、ラインディ
テクタ３又はテレビカメラ５等の空間分解能は低くても
よい。3) A second two-dimensional image in which the dynamic range is compressed by irradiating the same subject with radiation while modulating the radiation intensity based on at least one of the first correction data and the second correction data. Get captured image information. Next, each step will be described. Steps 1 and 2 are performed in the same manner as in the first embodiment. However, also in this case, the radiation in step 1 may be weak, and the spatial resolution of the line detector 3 or the television camera 5 may be low.
【００４０】ステップ３では、同一の被写体の画像を得
るが、その方法としては、第１の実施例のステップ１の
説明であげたようなものが考えられる。この撮影の際
に、被写体への放射線強度を変調する。すなわち、放射
線強度の変調を行いうるシステムとし、強度変調の制御
信号として、ステップ２で作成した補正データを用い
る。In step 3, images of the same subject are obtained, but as a method therefor, the method described in step 1 of the first embodiment can be considered. At the time of this photographing, the radiation intensity to the subject is modulated. That is, the system capable of modulating the radiation intensity is used, and the correction data created in step 2 is used as the intensity modulation control signal.
【００４１】詳しくは、図５に示すように、放射線源１
からの放射線を被写体２を通して撮像面である例えば蓄
積型放射線画像変換パネル７に照射する場合に、放射線
源１と被写体２との間に放射線強度変調手段として位置
強度変調器８を介装し、この位置強度変調器８を前記メ
モリ６又は40に接続された制御装置９により制御し、前
記補正データに基づいて放射線強度を変調するように制
御する。More specifically, as shown in FIG. 5, the radiation source 1
In the case of irradiating the storage surface radiation image conversion panel 7, which is the imaging surface, with radiation from the object 2 through the subject 2, a position intensity modulator 8 is interposed between the radiation source 1 and the subject 2 as a radiation intensity modulating means, The position intensity modulator 8 is controlled by the control device 9 connected to the memory 6 or 40, and is controlled to modulate the radiation intensity based on the correction data.
【００４２】ここに示す位置強度変調器８の構造として
は、特に問わないが、例えば放射線吸収物質によりブレ
ードを多数枚集合させてなり、前記制御装置９によりフ
ァンビーム路上に出し入れするようにしたものでもよ
い。次に第４の実施例について説明する。この実施例
は、撮影を２回で行い、１回目の撮影で補正データを作
成し、２回目の撮影で蓄積型放射線画像変換パネルに得
られた２次元撮影画像情報の読取り時に読取り条件を変
調することにより補正するものであり、下記のステップ
１〜４よりなる。The structure of the position intensity modulator 8 shown here is not particularly limited, but for example, a large number of blades are assembled by a radiation absorbing material, and are put in and out of the fan beam path by the control device 9. But it's okay. Next, a fourth embodiment will be described. In this embodiment, the photographing is performed twice, the correction data is created in the first photographing, and the reading condition is modulated when the two-dimensional photographed image information obtained in the storage-type radiation image conversion panel in the second photographing is read. The correction is performed by the following steps, and includes steps 1 to 4 below.
【００４３】１）被写体に放射線を照射して、第１の２
次元撮影画像情報を得る。 ２）この第１の２次元撮影画像情報に基づいて、画像の
Ｘ方向に対する第１のダイナミックレンジ圧縮用補正デ
ータ、又は、Ｘ方向に垂直なＹ方向に対する第２のダイ
ナミックレンジ圧縮用補正データの少なくとも一方を作
成する。 ３）同一の被写体に放射線を照射して、その背後の蓄積
型放射線画像変換パネルに、第２の２次元撮影画像情報
を蓄積させる。1) The first 2
Obtain 3D captured image information. 2) Based on the first two-dimensional photographed image information, the first dynamic range compression correction data for the X direction of the image or the second dynamic range compression correction data for the Y direction perpendicular to the X direction. Create at least one. 3) The same subject is irradiated with radiation, and the storage-type radiation image conversion panel behind it is caused to store the second two-dimensional captured image information.
【００４４】４）前記第１の補正データ又は第２の補正
データの少なくとも一方を用いて読取り条件を変調しつ
つ、前記蓄積型放射線画像変換パネルから第２の２次元
撮影画像情報を読取って、画像情報のダイナミックレン
ジを圧縮する。 次に各ステップについて説明する。ステップ１，２につ
いては、第１の方法と同様に実施する。但し、この場合
もステップ１での放射線は弱くてよいし、ラインディテ
クタ３又はテレビカメラ５等の空間分解能は低くてもよ
い。4) The second two-dimensional photographed image information is read from the storage-type radiation image conversion panel while modulating the reading condition using at least one of the first correction data and the second correction data. Compress the dynamic range of image information. Next, each step will be described. Steps 1 and 2 are performed in the same manner as the first method. However, also in this case, the radiation in step 1 may be weak, and the spatial resolution of the line detector 3 or the television camera 5 may be low.
【００４５】ステップ３では、同一の被写体の画像を得
るが、蓄積型放射線画像変換パネルに蓄積記録する。ス
テップ４では、放射線画像変換パネルに蓄積記録された
放射線画像情報を図４に示した放射線画像読取装置20に
より励起光で読取って電気信号とする。このステップ４
での画像情報の読取りの際、前記第１の補正データ又は
第２の補正データの少なくとも一方を用いて、画像情報
のダイナミックレンジを圧縮する。In step 3, an image of the same subject is obtained, but is stored and recorded in the storage-type radiation image conversion panel. In step 4, the radiation image information stored and recorded in the radiation image conversion panel is read by the radiation image reading device 20 shown in FIG. This step 4
At the time of reading the image information, the dynamic range of the image information is compressed by using at least one of the first correction data and the second correction data.
【００４６】すなわち、図４のシステムで画像を読取る
際に、ステップ２での補正データをもとにして、ＣＰＵ
41により、レーザドライバ22、光電子増倍管電源35又は
電流−電圧増幅器36等を制御して、励起光強度、光電子
増倍管の電圧又はアンプのゲインなどの読取り条件を変
調して、ダイナミックレンジを圧縮する。尚、第１の実
施例又は第２の実施例のように電気信号に対して補正を
行うのが望ましいが、第３の実施例又は第４の実施例の
ように撮影時の放射線強度あるいは読取り時の励起光強
度等を変調してもよいのである。That is, when the image is read by the system of FIG. 4, the CPU based on the correction data in step 2 is read.
The laser driver 22, the photomultiplier tube power supply 35, the current-voltage amplifier 36, etc. are controlled by the 41 to modulate the reading conditions such as the excitation light intensity, the photomultiplier tube voltage or the amplifier gain, and the dynamic range. Compress. It is desirable to correct the electric signal as in the first or second embodiment, but as in the third or fourth embodiment, the radiation intensity or the reading at the time of imaging is read. It is also possible to modulate the excitation light intensity and the like at that time.
【００４７】また、以上では、補正データを一列とした
が、図６に示すように、複数列（Ｐｙ1 ，Ｐｙ2 ，Ｐｙ
3 ，Ｐｘ1 ，Ｐｘ2 ，Ｐｘ3 ）用意し、領域ごとに補正
データを用いてもよい。これにより、より正確な補正が
可能になるが、データ列数を多くしすぎると、メモリ節
約のメリットがなくなるので、各座標軸方向の画素数の
1/100 以下が好ましい。In the above description, the correction data is one column, but as shown in FIG. 6, a plurality of columns (Py 1 , Py 2 , Py) are used.
3 , Px 1 , Px 2 , Px 3 ) may be prepared and the correction data may be used for each area. This allows more accurate correction, but if the number of data columns is too large, the merit of memory saving will disappear, so the number of pixels in each coordinate axis direction
It is preferably 1/100 or less.
【００４８】[0048]
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、も
ともと十分なコントラストが得られていた部分のコント
ラストを維持したまま、画像情報のダイナミックレンジ
を圧縮することが可能になり、特に医療用に十分な診断
性能が得られるという効果がある。As described above, according to the present invention, it becomes possible to compress the dynamic range of image information while maintaining the contrast of the portion where a sufficient contrast was originally obtained, and especially for medical use. There is an effect that sufficient diagnostic performance can be obtained.
【図１】 ２次元撮影画像情報の一例を示す図FIG. 1 is a diagram showing an example of two-dimensional captured image information.
【図２】 補正データの作成方法の一例を示す図FIG. 2 is a diagram showing an example of a method of creating correction data.
【図３】 ２次元撮影画像情報を得る手段を示す図FIG. 3 is a diagram showing a means for obtaining two-dimensional captured image information.
【図４】 蓄積型放射線画像変換パネルを用いる場合の
画像読取装置の構成図FIG. 4 is a configuration diagram of an image reading device when a storage-type radiation image conversion panel is used.
【図５】 放射線強度変調方法を示す図FIG. 5 is a diagram showing a radiation intensity modulation method.
【図６】 補正データを複数列とした例を示す図FIG. 6 is a diagram showing an example in which correction data is provided in a plurality of columns.
１ 放射線源 ２ 被写体 ３ ラインディテクタ ４ イメージインテンシファイヤ ５ テレビカメラ ６ メモリ ７ 蓄積型放射線画像変換パネル ８ 位置強度変調器 ９ 制御装置 20 画像読取装置 1 Radiation Source 2 Subject 3 Line Detector 4 Image Intensifier 5 Television Camera 6 Memory 7 Storage Type Radiation Image Conversion Panel 8 Position Intensity Modulator 9 Controller 20 Image Reader
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｇ０６Ｆ 15/68 ３１０ 9191−5Ｌ ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (51) Int.Cl. 5 Identification code Office reference number FI technical display location G06F 15/68 310 9191-5L
Claims (6)
ナミックレンジ圧縮用補正データを算出する方法であっ
て、 画像信号の信号値と基準値との大小を比較し、信号値が
基準値より大又は小のいずれか一方のときに補正データ
を予め決められた一定値とすることを特徴とする放射線
画像のダイナミックレンジ圧縮用補正データ算出方法。1. A method for calculating correction data for dynamic range compression based on an image signal obtained by radiography, comprising comparing a signal value of an image signal with a reference value to determine whether the signal value is larger than the reference value or A correction data calculation method for compressing a dynamic range of a radiation image, wherein the correction data is set to a predetermined constant value when either one of the values is small.
ナミックレンジ圧縮用補正データを算出する方法であっ
て、 画像信号の信号値と基準値との大小を比較し、信号値が
基準値より大又は小のいずれか一方のときに補正データ
を予め決められた一定値とし、他方のときに補正データ
を基準値と信号値との差から算出することを特徴とする
放射線画像のダイナミックレンジ圧縮用補正データ算出
方法。2. A method of calculating correction data for dynamic range compression based on an image signal obtained by radiography, comprising comparing the signal value of the image signal with a reference value to determine whether the signal value is greater than the reference value or Correction for dynamic range compression of a radiation image, characterized in that the correction data is set to a predetermined constant value when either one of the small values and the correction data is calculated from the difference between the reference value and the signal value when the other Data calculation method.
た方法で算出された補正データが制限値を超える場合に
補正データを制限値とすることを特徴とする請求項１又
は請求項２記載の放射線画像のダイナミックレンジ圧縮
用補正データ算出方法。3. The correction data is provided with a limit value, and when the correction data calculated by a predetermined method exceeds the limit value, the correction data is set as the limit value. A method for calculating correction data for compressing a dynamic range of a radiation image described.
トグラムを作成し、その最大値、最小値及び平均値のう
ち少なくとも１つに基づいて決定することを特徴とする
請求項１〜請求項３のいずれか１つに記載の放射線画像
のダイナミックレンジ圧縮用補正データ算出方法。4. The reference value is determined based on at least one of a maximum value, a minimum value and an average value by creating a histogram in a certain area of an image. The method for calculating correction data for dynamic range compression of a radiation image according to claim 3.
ナミックレンジ圧縮用補正データを算出することを特徴
とする請求項１〜請求項４のいずれか１つに記載の放射
線画像のダイナミックレンジ圧縮用補正データ算出方
法。5. The dynamic range compression of a radiation image according to claim 1, wherein correction data for dynamic range compression is calculated for low spatial frequency components of the image signal. Correction data calculation method.
ものであることを特徴とする請求項５記載の放射線画像
のダイナミックレンジ圧縮用補正データ算出方法。6. The method of calculating correction data for dynamic range compression of a radiation image according to claim 5, wherein the low spatial frequency component is 0.2 lp / mm or less.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4243452A JP2509503B2 (en) | 1992-09-11 | 1992-09-11 | Image processing method and apparatus |
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| JP1112001A Division JP2530223B2 (en) | 1989-05-02 | 1989-05-02 | Radiography correction method |
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