JPH01131973A - 放射線画像処理方胞および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、医療用診断に用いる放射線画像情報記録再生
システムにおける画像処理方法および装置の改良に関す
るものであり、更に詳細には、中間媒体として蓄積性螢
光体材料（以下、「螢光体」という。）を用いて、これ
に放射線画像情報を記録し、しかる後にこの放射線画像
情報を読み出して再生し、これを記録材料上に最終画像
として記録する放射線画像情報記録再生システムにおけ
る画像処理方法及び装置の改良に関するものである。

被写体を透過した放射線を螢光体に吸収せしめて放射線
画像情報を記録し、しかる後にこれをレーザ光等で走査
して励起し発光″した光を光検出器で読み取り、この読
み取った放射線画像情報で光ビームを変調して写真フィ
ルム等の記録材料に放射線画像を記録する放射線画像情
報記録再生システムが知られている。（米国特許節３．
８５９，５２７号）この螢光体を用いる放射線画像情報
記録再生システムは、従来の銀塩写真による放射線写真
システムと比較して、広い放射線露光域にわたって画像
を記録することができるという点で非常に利用価値が高
く、特に人体を対象とするＸ線写真システムとして利用
価値が高いものである。

他方、Ｘ線は被曝線量が多くなると人体に有害であるの
で、−回のＸ線撮影でできるだけ多くの情報が得られる
ことが望ましいのは言うまでもないが、現在のＸ線写真
フィルムは、撮影適性と観察読影適性の両方を兼ね備え
ることが要求され、それらをある程度ずつ満足するよう
に設計されているため、撮影適性についてはＸ線露光域
が充分広いとは言えず、また現在のＸ線写真フィルムの
観察読影適性についても、その画質が必ずしも診断に充
分なものとは言えないという問題があった。

また前述した米国特許第３，８５９．５２７号に開示さ
れた螢光体を用いる放射線画像情報記録再生システムは
、システムとして新規なものではあるが、前述したＸ線
写真フィルムを用いたシステムにおける問題点を解消す
るものではなかった。

本発明者等は上記問題点を解消すべく、螢光体を用いる
放射線画像情報記録再生システムにおいて、撮影適性と
観察読影適性の双方を同時に満足せしめ得る放射線画像
処理方法および装置を提案した。（特開昭５５−８８７
４０号）この方法、装置を利用すれば、経済的にかつ高
速度に診断性能の向上した放射線画像を得ることができ
る。

この方法および装置は、螢光体から読み出されたオリジ
ナル画像信号をＳＯｒｇ、各走査点での超低空間周波数
に対応する非鮮鋭マスク信号をＳ　ｕｓｓ強調係数をβ
、再生画像信号をＳ′としたとき、ｓ’−３ｏｒｇ＋β
（ＳＯｒｇ　−３ｕｓ）で表わされる演算を行なって、
上記超低空間周波数以上の周波数成分を強調することを
特徴とするものである。この方法、装置において強調係
数βは固定でも可変でもよく、可変の場合にはＳｏｒｇ
。

Ｓｕｓのいずれの大きさに応じて変化させてもよい。

ここで超低空間周波数とは、はぼ０．５サイクル／ｍ以
下の空間周波数を意味するものである。

しかしながら、本発明者のその後の研究によれば、βを
固定すると、低、高輝度領域で偽画像（ａｒｔＨ’ａｃ
ｔ）の生じやすいことが判明した。他方、βを可変にし
た場合には、たとえばβを単調に増加させた場合（β′
≧０）には、Ｓ　ｏｒｇ又Ｓｕｓの小さい領域（低輝度
領域）での偽画像の発生を防止できるが、たとえば、骨
と筋肉の境界部において筋肉側に黒い線状の偽画像の発
生を防ぐことが困難であった。すなわち、従来の方法に
おいては、骨、筋肉撮影においてエツジの境界部の低輝
度側が強調により最終記録媒体のカブリ濃度以下となっ
て白く抜けたり、逆に高輝度側が濃度が高くなりすぎて
黒い線状となったりする偽画像、或いは胃二重造影撮影
においてバリウムの充填部が二重輪郭状になったりする
偽画像等の偽画像の発生を完全に防止することは困難で
あり、診断性能を十分に向上せしめられることが困難で
、場合によっては誤診の原因となるおそれすらあった。

本発明は上記のような問題点を解決するため、偽画像の
発生を防止した放射線画像処理方法および装置を提供す
ることを目的とするものである。

すなわち、本発明の目的は経済的かつ高速度に診断性能
の向上した、偽画像のない放射線画像を得ることのでき
る放射線画像処理方法および装置を提供することにある
。

本発明者は前記目的を達成するため、鋭意研究を重ねた
結果、前記の偽画像は差信号Ｉ　Ｓｏｒｇ　−３ｕｓｌ
の大なる領域において発生しやすいことを見出し、かか
る知見に基づいて、画像信号の処理にあたって、 Ｓ’　−３ｏｒｇ　十Ｆ　（Ｘ）　　　　　（１）（た
だしＸＸ−３ｏｒ　−Ｓｕｓ、　Ｆ　（Ｘ）はｌＸ１　
ｌ＜ｌＸｚ　　ｌのとき Ｆ’（Ｘｌ）≧Ｆ’（Ｘｚ）≧０であり、少なくともＸ
のある値Ｘｏ　　（ＩＸｓ　　ｌ＜ｌＸｏ　　ｌ＜ＩＸ
ＺＩ）を境にして　　　　− Ｆ’　　（Ｘｌ）＞Ｆ’　　（Ｘｚ　）となる単調増加
関数）なる演算式で表わされる演算を行なって、差信号
ｌ　Ｓｏｒｇ　−Ｓｕｓ　ｌの大きい所における周波数
強調の程度の増加を小さくすることによって前記目的を
達成したものである。

本発明の放射線画像処理方法および装置は、螢光体を励
起光で走査して、これに記録されている放射線画像情報
を読み出し、これを電気信号に変換した後、可視像とし
て再生するに当り、各走査点で超低空間周波数に対応す
る非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを求め、螢光体から読み出さ
れたオリジナル画像信号をＳｏｒｇ、再生画像信号をＳ
′としたときに前記演算式（１） ％式％（） （ただしＸ−Ｓｏｒｇ−Ｘ−Ｓｏｒｇ　（Ｘ）はｌＸｌ
　ｌ＜ｌＸｚ　　Ｉのとき Ｆ’（ＸＩ）≧Ｆ’（Ｘｚ）≧０であり、少なくともＸ
のある値Ｘｏ　　（ｌＸ１　ｌ＜ＩＸ（，１＜１Ｘ２１
）を境にして Ｆ’　　（ＸＩ　）＞Ｆ’　　（Ｘｌ　）となる単調増
加関数）で表わされる演算を行なって、上記超低空間周
波数以上の周波数成分を強調することを特徴とするもの
である。

ここに、前記１Ｘｏｌは差信号ＩＸＩ−ｌｓｌＸｌ−１
ｓｏｒの範囲内に設定されるものであることは言うまで
もない。

前記Ｆ　（Ｘ）は、換言すれば、Ｘく０のときＦ’　　
（Ｘ）＞ＯｌＸ＞ＯのときＦ’（Ｘ）＜０となる関数お
よびこの曲線型関数の一部又は全部を−又は二以上の線
形関数により近似した形の関数を含むものである。

また、このＦ　（Ｘ）は、少なくともＸ　−Ｓ　ｏｒｇ
−３ｕｓの関数であれば足り、同時にＳ　ｏｒｇおよび
／又はＳｕｓの関数であってもよい。このことは、数学
的には、前記演算式（１）におけるＦ　（Ｘ）をβ（Ｓ
ｏｒｇ）・ｆ　（Ｘ）或いはβ（ＳｕＳ）・ｆ（Ｘ）と
置換しつる場合が含まれることを意味するものに他なら
ない。かような場合には、前記Ｆ’　　（Ｘ）、Ｆ’　
　（Ｘ）はそれぞれ、９Ｆ　（Ｘ）／ＥＸＳ３ｚＦ　（
Ｘ）／ａＸ２を指すものであることは言うまでもない。

上記演算式における単調増加関数Ｆ　（Ｘ）　　（Ｘ−
３ｏｒｇ−３ｕｓ）としては、たとえばＦ　（Ｘ）−ａ
・ｓｇｎ　　（Ｘ）　　・ＩＸＩ’　＋ｂ　　（２１（
ただしα、ｂは定数でα＞０．　　Ｏ＜ｎ　＜１ｓｇｎ
　Ｘ＝１　（Ｘ＞０）　、　ｓｇｎ　Ｘ　−−１（Ｘ＜
０）　。

ｓｇｎ　Ｘ＝０　（Ｘ＝０）　） Ｆ　　（Ｘ）　　−ａ　・ｓｉｎ　　（１）　Ｘ）　　
　　　（３）（ただし、α＞　０　、ｌ　ｐ　Ｘ　ｌ　
＜２　）又は　Ｆ　（Ｘ）　＝１−ｅ　”　　　（Ｘ＞
０）Ｆ　（Ｘ）＝−１＋ｅ”　　　（Ｘ＜０）等の曲線
型単調増加関数が考えられる。

これらの式（乞、　（３１，（４１はいずれも１Ｘｔｌ
＜ｌＸ２１のときＦ’　　（Ｘｔ　）　〉Ｆ／　　（Ｘ
ｌ　）＞０であり、前記条件Ｆ’（Ｘｒ）≧Ｆ′　（Ｘ
ｌ）≧Ｏを満足している。また、これらの関数はいずれ
もＦ’　　（Ｘ）＜０（Ｘ＞０）、Ｆ’　　（Ｘ）＞０
（Ｘく０）を満足するものであって、Ｘが正の領域では
Ｘの増加にしたがってＦ’　　（Ｘ）は次第に小さ（な
って（勾配が減少して）おり、曲線型の関数となってい
る。

しかしながら、前述の如く本発明のＦ　（Ｘ）としては
Ｘの２次微分Ｆ’　　（Ｘ）が一部において零であって
も、すなわち直線部分があってもよいし、全体に亘って
零であっても前記条件を満たしていればよい。この、全
体に亘ってＦ’　　（Ｘ）が零でしかもＦ’　　（Ｘｌ
）＞Ｆ’　　（Ｘｚ　）となる例としては、たとえば全
体として前記曲線型の各関数（２）。

＋３）、　（４）を複数の線形関数を継ぎ合わせたよう
な折線で近似する場合がある。

このような場合の例としては、たとえば（ただしａ＞ｂ
＞ｄ　＞０．ｃ＝ａ　ＩＸｌ　１−ｂｌＸｌ’　　ｌ、
ａ　＝ｂ　　ｌＸ２　　ｌ＋ｃ　　ｄ　　ｌＸｚ　　ｌ
−ａ　　ｌＸｒ　　ｌ＋ｂ　　（ｌＸｚ　　Ｉ−’ＩＸ
ｔ　　１）−ｄｌＸｚｌ） のような折線型関数が考えられる。

なお以上において例示したＦ　（Ｘ）は全て原点におい
て点対称となるものであるが、本発明におけるＦ　（Ｘ
）は必ずしもかように原点対称のものに限定されるわけ
てはない。

本発明によればＦ’　　（Ｘ）すなわちＳｏｒｇとＳｕ
ｓの点の関数の１次微分がＩＸＩが大きい程小さくなる
ようにしているのでＩＸＩが大きいところでの周波数強
調の増加率か押えられ、これによって差信号が大きい稈
屑波数強調の程度を大きくする一方、差信号が大きいと
ころではその強調の程度の増加を押えて、偽画像の発生
を防止することができる。

すなわち、本発明によれば放射線画像において差信号の
小さい部分では非鮮鋭マスク処理による周波数強調が普
通に行なわれ、差信号の大きい部分（たとえば骨と筋肉
の境界、軟部とガス部の境界、胃のＢａ充填部とその周
囲との境界血管造影における血管陰影等）では周波数強
調の程度の増加が押えられて偽画像の発生が防止される
。

また、とくに前記演算式（１）におけるＦ　（Ｘ）がβ
（Ｓｏｒｇ　）　・ｆ　（Ｘ）或いはβ（Ｓｕｓ）・ｆ
（Ｘ）と置換しつる場合には、β（Ｓｏｒｇ）或いはβ
（Ｓ　ｕｓ）はＳｏｒｇ或いはＳｕｓに応じてそれぞれ
当然に変化するから、前記効果に加えて、特公昭６２−
６２３７３号に開示されているβを可変にしだ場合の効
果をも併わせ奏するものであることは言うまでもない。

本発明において、超低周波数に対応する非鮮鋭マスク信
号Ｓｕｓとは、オリジナル画像を超低周波数成分より低
い周波数成分しか含まないようにぼかした非鮮鋭画像（
以下これを「非鮮鋭マスク」と呼ぶ）の各走査点の信号
を指す。この非鮮鋭マスクとして変調伝達関数が０．０
１サイクル／ｍｍの空間周波数のときに０．５以上で、
かつ０，５サイクル／Ｉｒｕｎの空間周波数のときに０
．５以下であるようなものが用いられる。さらに、非鮮
鋭マスクとして、変調伝達関数が０．０２サイクル／馴
の空間周波数のときに０．５以上で、かつ０，１５サイ
クル／ｍｍの空間周波数のときに０．５以下であような
非鮮鋭マスクを用いると、診断性能が著しく向上し、好
ましい。

ここに変調伝達関数が０．５となる空間周波数をｆ、と
すると、本発明に用いられる非鮮鋭マスクは、ｆｃが０
．０１〜０，５サイクル／ｍｍ、好ましくは０．０２〜
０．１５サイクル／馴の範囲内にあるものというこうが
できる。

なお、本発明において、オリジナル信号とは光学業界に
おいて慣用されている手段により処理された後の信号、
すなわち、帯域圧縮、非線形補正のために対数増幅等の
非線形増幅をおこなった後の信号を含むものであること
は言うまでもない。

また非鮮鋭マスクの作成方法としては、（１）各走査点
でのオリジナル画像信号を記憶させておき、非鮮鋭マス
クのサイズに応じて周辺部のデータとともに読み出して
その平均値（単純平均または種々の荷重平均による平均
値）であるＳｕｓを求める方法（この方法においては、
アナログ信号のままで作成する場合と、Ａ／Ｄ変換して
デジタル信号としてから作成する場合があり、更にＡ／
Ｄ変換前に主走査方向のみローパスフィルターでアナロ
グ信号を非鮮鋭化して、副走査方向にはデジタル信号処
理によりおこなう場合も含まれる。） （２）　　小サイズ径の光ビーム等でオリジナル画像信
号を読み出した後に、まだ蓄積画像が残っている場合に
非鮮鋭マスクのサイズに合わせた大サイズ径の光ビーム
を用いて各走査点の信号をその周囲の信号とともに平均
化して読み出す方法、（３）読み出し用の光ビームが螢
光体層中での散乱によりそのビーム径がだんだん広がる
ことを利用するもので、光ビームの入射側からの発光信
号でオリジナル画像信号Ｓ　ｏｒｇを作り、光ビームの
透過した側での発光で非鮮鋭マスク信号ＳＵＳを作る方
法（この場合、非鮮鋭マスクのサイズは螢光体層の光散
乱の程度を変えたり、これを受光するアパーチャの大き
さを変えたりすることによってコントロールすることが
できる。）などを用いることができる。

これらの非鮮鋭マスクの作成方法のうちでは、画像処理
にフレキシビリティ−を持たせるという観点から、（１
）の方法が最も好ましい。

（１）の方法を実行するためには、理想的には通常各走
査点での非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを求めるのに以下の演
算が必要とされる。

５ｕｓ−Σ　ａｌｊ　Ｓｏｒｇ　　（１，ｊ　）ここに
、１．ｊは各走査点を中心とした円形領域（その領域内
に入る画素数を直径方向にＮ個とする。）の座標で、ａ
ｉｊは重み係数であって、全方向に等方的でなめらかな
変化を持たせたものが好ましく、 しかし、かかる演算を単純に実行する場合には、各走査
点につき乗算をおよそ−Ｗ　Ｎ　２回、加算を土手 Ｎ２回実行することが必要となり、Ｎが大であると、演
算にきわて時間がかかり、実際的でないという欠点があ
る。

事実、通常の放射線画像を螢光体の走査によって読み出
すにあたっては、その画像のもっている周波数成分を失
うことのないようにすることが必要であり、そのため画
像によって多少の差はあるが、通常５〜２０画素／馴程
度のサンプリング率（画素サイズで言えば２００〜５０
μ）で走査する必要があり、−力木発明における非鮮鋭
マスクは超低周波数に対応しているため、このマスクを
作るためきわめて多くの画素を用いて演算する必要があ
る。

たとえば、ガウス分布状重み係数を持ったマスクの場合
、画素サイズを１００μＸ１００μとすればｆｃ−０，
１サイクル／　ｍｍの場合、Ｎはおよそ５０となり、ｆ
、−０，０２サイクル／　ｍｍの場合にはＮはおよそ２
５０となるから、演算時間は膨大なものとなってしまう
。

また円形領域を加算平均することは、走査線毎に加算範
囲を変えることを意味するが、演算実行上、かような判
断をおこなわせなければならないことは、演算機構を著
しく複雑にしてしまい、不経済である。

このような問題を解消し、実用的に画像処理を実行する
ためには、非鮮鋭マスク信号を得る方法として、走査の
主走査方向に平行な２辺と、副走査方向に平行な２辺と
によって囲まれた矩形領域内の各走査点におけるオリジ
ナル画像信号Ｓ　ｏｒｇを単純加算平均することによっ
て、各走査点における超低空間周波数に対する非鮮鋭マ
スク信号Ｓｕｓを求める方法（同一出願人による特公昭
６２−６２３７９号）、あるいは主走査方向については
アナログ信号を一定の低減透過性をもったローパスフィ
ルターで非鮮鋭化し、副走査方向にはＡ／Ｄ変換したデ
ジタル信号の加算平均処理をおこなって、各走査点にお
ける超低空間周波数に対する非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを
求める方法（同一出願人による特公昭６２−６２３８１
号）によることが好ましい。

前者にあっては、矩形状領域で均一な重みを持ち、した
がって例えばガウス分布状重みを持ったなめらかに重み
が減衰するマスクに比べて、その伝達特性が振動を起す
とか、方向によって非鮮鋭の度合が異なるとかいった欠
点を持っているにもかかわらず、診断性能の向上という
面では前述した理想的なマスク演算の場合と実質的な差
異がないことが本発明者により見出されている。しかも
、この方法は、矩形状非鮮鋭マスクを用いると共にその
マスク内の信号の単純加算平均によって非鮮鋭マスク信
号Ｓｕｓを求めるものであるため、きわめて簡単な方法
により非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを得ることができ、演算
時間の大幅な短縮、装置の大幅なコストダウンが実現し
うる。これは信号処理をデジタル、アナログのいずれの
形式でおこなった場合にも共通する利点である。

なお、均一な重みをもった矩形状非鮮鋭マスクの伝達特
性は５ｉｎｅ関数 ｓｉｎπＸ （ｓｉｎｅ　（ｘ）　＝　−） π　Ｘ 状になるため、本発明でいう変調伝達関数が０，５とな
る空間周波数が０，０１〜０．５サイクル／　ｍｍ、好
ましくは０．０２〜０．１５サイクル／　ｍｍの範囲内
にあるという前述の規定は、この場合、理論的に矩形状
非鮮鋭マスクの一辺の長さをＧＯｍｍ〜Ｌ、２ｍｍ５好
ましくは３０ｍｍ〜４ｍｍとするということと同義にな
る。

なお、非鮮鋭マスクの形状が長方形の場合にも、各辺の
長さが上記範囲内にあればよく、たとえば直線断層撮影
の画像処理には縦横比の大きい長方形マスクが有効であ
る。

また後者のローパスフィルターを用いる方法にあっても
、主走査方向には空間的に非対称な伝達特性を持ったロ
ーパスフィルターでつくり、副走査方向にはデジタルで
加算平均をするという矩形状領域で変則的な重みを持っ
た演算に基づくものであるにも拘らず、診断性能の向上
という面では前述した理想的なマスク演算の場合と実質
的な差異もなく、しかも主走査方向がローパスフィルタ
ーであるので、演算時間のかかるデジタル信号での加算
演算が大幅に削減できるため、演算時間の大幅な短縮、
装置の大幅なコストダウンか実現しうることが見出され
ている。

更には、後者において副走査方向のデジタル信号での加
算平均を単純加算平均とすれば、乗算をする必要がなく
なり、装置が簡便になり演算のスピードアップが図れる
が、かような方法によっても、診断性能が理想的な場合
に比し、実質的に差異のないことが本発明者により見出
されている。

本発明において、以上の操作に加えて更に平滑化処理を
施すこともできる。一般に超低空間周波数以上の周波数
領域では雑音が多く見ずらいことが多いため、更に平滑
化処理を施すと診断性能をより向上させ好ましいことが
多い。平滑化処理としては、変調伝達関数が０．５サイ
クル／ｍｍの空間周波数のとき０．５以上で、かつらサ
イクル／ｍｍの空間周波数のとき０．５以下となるよう
な処理が好ましい。どのような平滑化処理が好ましいか
は、たとえば胸部断層画像のように比較的低い周波数の
陰影を読影する場合には、できるだけ多くの雑音を除去
することが好ましいが、逆に血管造影画像のように高い
周波数成分を含む細かい血管陰影を追いかける必要のあ
る場合には、あまり強い平滑化処理は見たい陰影まで見
に＜＜シてしまい、好ましくないなど、Ｘ線画像の部位
、症状、検査目的等によって異なるが、本発明者の研究
によれば、前述の如き平滑化処理を行なうことにより、
はとんど全てのＸ線画像について診断性能向上の効果の
あることが判明した。また、この平滑化処理は、本発明
の超低空間周波数処理を行なった後のＳ′に対して実施
をしても、またオリジナル画像信号Ｓ　ｏｒｇに対して
施しても、同様に効果的であることが認められている。

また本発明において、非鮮鋭マスクによる周波数強調処
理に加えて、階調処理を行なってもよい。

超低周波数処理は、大きな領域にわたってゆるやかに発
光輝度が変化する疾患、たとえば肺ガン、乳ガン等にた
いしては効果が比較的小さいので、これらに対しては、
特開昭５５−８８７４０号、特公昭６２−５３１７９号
、同６３−２６５８５号等に開示された階調処理を併用
することが望ましい。この場合、階調処理は、超低周波
数処理の前後、いずれにおいておこなってもよい。

本発明において螢光体とは、最初の光もしくは高エネル
ギー放射線が照射された後に、先約、熱的、機械的、化
学的または電気的等の刺激（励起）により、最初の光も
しくは高エネルギー放射線の照射量に対応した光を再発
光せしめる、いわゆる輝尽性を示す螢光体をいい、とく
に３００〜５００ｒ＋ｎ＋の輝尽性発光波長を有するも
のが好ましく、例えば希土類元素付活アルカリ土類金属
フルオロハライド螢光体［具体的には特公昭６０−４２
８３７号明細書に記載されている（Ｂａ　１−ｘ−ｙ　
、　Ｍｇ　、　、　　Ｃａ　ｙ　）ＦＸ：ａＥｕ２＋（
但しＸはＣＱ、およびＢｒのうちの少なくとも１つであ
り、Ｘおよびｙは０くｘ十ｙ≦０．６かつｘｙ≠０であ
り、ａはｔｏ−ｆ１≦ａ≦５×ｌロー２である）特公昭
５９−４４３３３号明細書に記載されている（Ｂａ　ｌ
ｘ　、　ＭＩｌ、　）　ＦＸ　：ｙ　Ａ　（但しＭｎは
Ｍｇ、Ｃａ、Ｃｒ、ＺｎおよびＣｄのうちの少なくとも
１つ、ＸはＣＱ、、ＢｒおよびＩのうちの少なくとも１
つ、ＡはＥｕ、Ｔｂ、Ｃｅ、ＴＩＯ。

Ｄｙ、Ｐｒ、Ｈｏ、Ｎｄ、ＹｂおよびＥｒのうちの少な
くとも１つ、ＸはＯ≦Ｘ≦０．６　、ＹはＯ≦ｙ≦０．
２である）等］　：特公昭６０−９５４２号明細書に記
載されているＺｎＳ：Ｃｕ、’ＰｂＳＢａＯ・ｘ　ＡＬ
　０３　：　Ｅｕ　　（但し０．８≦Ｘ≦１０）および
Ｍｎ０・ｘＳｉＯ２：Ａ（但しＭｎはＭｇ、Ｃａ。

Ｓｒ、Ｚｎ、ＣｄまたはＢａてあり、ＡはＣｅ。

Ｔｂ、Ｅｕ、Ｔｍ、Ｐｂ、Ｔ９Ｊ、ＢｉまたはＭｎであ
り、Ｘは０．５≦Ｘ≦２．５である）；および特公昭５
９−４４３３９号明細書に記載されたＬｎＯＸ：ｘＡ（
但しＬｎはＬａ、Ｙ、ＧｄおよびＬｕのうちの少なくと
も１つ、ＸはＣ９ＪおよびＢ「のうちの少なくとも１つ
、ＡはＣｃおよびＴｂのうちの少なくとも１つ、Ｘは０
＜Ｘ　＜０．１である）−などが挙げられる。これらの
うちでも好ましいのは希土類元素付活アルカリ土類金属
フルオロハライド螢光体であるが、その中でも具体例と
して示したバリウムフルオロハライド類か特に輝尽性の
発光か優れているので好ましい。

また、この蓄積性螢光体を用いて作成された蓄積性螢光
体板の螢光体層を顔料又は染料を用いて容色すると、最
終的に得られる画像の鮮鋭度が向上し好ましい結果か得
られる（特公昭５９−２３４００号）。

本発明において、蓄積性螢光体板に蓄積された放射線画
像を読み出すための励起光としては、指向性の良いレー
ザ光が用いられる。レーザ光の励起光源としては、発光
光との分離を容品にしてＳ／Ｎ比を上げるため、５００
〜８００ｎｍ　ｓ好ましくは６００〜７００ｎｍの光を
放出するもの、たとえばＨｅ−Ｎｅ　レーザ（６３３ｎ
ｍ　）　、Ｋｒ　レーザ（８４７ｎｍ　）が好ましいが
、５００〜８００ｎｍ以外の光をカットするフィルター
を併用すれば、上記以外の励起光源を用いることもでき
る。

本発明により画像処理を受けた放射線画像はＣＲＴに入
力されてＣＲＴ上に可視像として再生され、ＣＲＴ診断
が可能となる。また上記放射線画像はＣＲＴに表示して
観察した後、銀塩写真フィルム、ジアゾフィルム、電子
写真材料等の記録材料上に光学的に記録してもよい。

以下、本発明をその実施態様であるＸ線画像情報記録再
生システムに基づいて詳細に説明する。

第１図は再生画像の作画過程において本発明による画像
処理を行なう装置の一例を示すものである。Ｘ線を放出
して人体に照射すると人体を透過したＸ線は、螢光体板
に入射する。この螢光体板は、螢光体のトラップレベル
に、Ｘ線画像のエネルギーを蓄積する。このＸ線撮影に
よって放射線像を蓄積記録した蓄積性螢光体シート１を
ローラ２によって送る。このローラ２はシート１を矢印
Ａの方向に送り、シート１からの像読取りの副走査を行
なう。主走査は５００〜８００ｎＩ１１の波長を有する
励起光のレーザ光源３からのレーザ光を走査ミラー３ａ
で矢印Ｂの方向に走査することによって行なう。この励
起光の走査によって３００〜５００ｒ＋＋ｎの波長域の
輝尽発光か発生し、この輝尽発光した光は導光性シート
材料からなる集光体４ａによって集光されこの集光体４
ａの出力端に配したフォトマル等の光検出器４によって
検出されて電気信号に変換される。この電気信号はアン
プ５で増幅されてからＡ／Ｄ変換器６でデジタル信号に
変換され、演算部７へ送られる。演算部７では、非鮮鋭
マスク信号Ｓｕｓを求める演算装置８ａにおいてＳｕｓ
を求め、ついで差信号演算装置８ｂにおいてＳｏｒｇ　
−８ｕｓが求められ、更に関数変換器８ｃでＦ　（Ｘ）
を求めてその後前述した演算式（１）、Ｓ’　−３ｏｒ
ｇ　＋Ｆ（Ｘ）の演算を行なう演算装置８ｄにおいてこ
の演算が行なわれ、演算後得られたデジタル信号のＳ′
はＤ／Ａ変換器９てアナログ信号に変換され、アンプ［
０で増幅された後、ＣＲＴ１５に送られてＣＲＴ上で可
視像としてｉｌＴ生されＣＲＴ診断が可能となる。さら
にこの画像デー〉は必要に応じて記録用光源１１に入力
される。記録用光源１１から発生した光は、レンズ１２
を通って焼付ドラム１４上に装置された記録材料１３例
えば写真フィルムに照射される。この場合には写真フィ
ルム上に放射線画像が再生され、この画像を観察して診
断を行なうこともできる。

上記画像処理は、上記実施態様のように光検出器４の出
力を直接使用してオンラインで行なってもよいし、−旦
磁気テープ等に記録したデータに基づいてオフラインで
行なってもよい。

非鮮鋭マスク処理は、非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓと、光検
出器で得たオリジナル画像信号Ｓｏｒｇを用いて、 Ｓ’　　＝Ｓｏｒｇ　＋Ｆ　　（Ｘ） （ただしＦ　（Ｘ）は前記演算式（１）の定義による）
で表わされる演算によって行なわれる。

この非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓは、後述の方法によって求
められるが、変調伝達関数が０．０１サイクル／　ｔｎ
ｍの空間周波数のときに０．５以上で、かつ０．５サイ
クル／　ｍｍの空間周波数のときに０．５以下であるよ
うなものを用いるか、好ましくは変調伝達関数が０．０
２サイクル／ｍｍの空間周波数のときに０．５以上で、
かつ０．１５サイクル／　ｔｎｍの空間周波数のときに
０．５以下であるようなものを指定しなければならない
。また前記式を演算するに当っては、関数Ｆ　（Ｘ）を
指定しなければならない。この関数は、外部から個別に
指定するか、あるいは人体の部分、症例別によって数種
類決めておき、これを演算装置のメモリに入れておく。

以下、具体的に前記Ｆ　（Ｘ）を決めて画像処理を行な
う実施態様について詳細に説明する。

Ｆ　（Ｘ）は前述のように各種の変更が考えられ、その
中から適当なものを選ぶことができるが、Ｆ（Ｘ）をあ
らかじめ一般式で表現しなくても、テーブルルッキング
方式でＸの値からＦ　（Ｘ）を求めてＦ　（Ｘ）を定め
るようにしてもよい。すなわち、たとえばＸとＦ　（Ｘ
）の変換テーブルをディスクあるいはメモリー上に作成
しておき、この変換テーブルによって入力されたＸの値
に応じてＦ（Ｘ）の値を出力するようにしてもよい。

以下の実施態様の説明では、Ｆ　（Ｘ）としてＦ　（Ｘ
）−αＪ八へ（６） なる式（乞の一態様の関数を使用して演算するものと、
テーブルルッキング方式でＸ４Ｆ（Ｘ）の変換テーブル
を使用するものとを代表例として説明する。

第２図はＦ　（Ｘ）−α、／ＴＴＴの演算をする場合の
フローチャートを示すもので、この場合はまず蓄積性螢
光体の走査点におけるオリジナル画像信号（Ｓ　ｏｒｇ
）を求め（２１）、このＳ　ｏｒｇに基づいて前述の各
方法のいずれかの方法によって非鮮鋭マスク信号（Ｓ　
ｕｓ）を計算して求める（２２）。次にこのＳ　ｏｒｇ
とＳｕｓを使ってＸＸ−Ｓｏｒｇ　−５ｕｓの演算を行
ない、Ｘを求める（２３）。Ｘが正または０のときはＸ
をＸ、αをαとしく２４．２５）、Ｘが負のときはＸを
−Ｘ１αを一αと置き換えて（２４，２６）　Ｓ　ｏｒ
ｇ　＋Ｆ　（Ｘ）すなわちＳＯｒｇ＋α５の演算を行な
い（２７）、Ｓ′を求める。

この第２図のフローチャートに示した演算を行なうには
、第３図に示すようにデータバス３０に連結して入出力
機３１．コントローラ３２．演算器３３゜メモリ３４が
使用され、この演算器３３は平方根Ｃｒ）の計算と、加
減乗除を行なう機能を備えていなければならない。

第４図はＸ−Ｆ（Ｘ）（例えばＦ　（Ｘ）　−ｃｔｆｆ
）の変換テーブルを使用する例を示すもので、この場合
は第２図の例と同様にＳｏｒｇ、Ｓｕｓを求め（４１，
４２）　、ＸＸ　Ｓｏｒｇ　−Ｓｕｓの計算を行なって
Ｘを求める（４３）。ここで求めたＸから変換テーブル
（Ｘ−Ｆ（Ｘ））を参照してデータを変換し、Ｘに応じ
たＦ　（Ｘ）を求める（４４）。次いで、このようにし
て求めたＦ　（Ｘ）を使ってＳｏｒｇ　＋Ｆ　（Ｘ）の
演算を行ない（４５）、Ｓ′を求める。

この第４図のフローチャートに示した演算を行なうため
には、第５図に示すようにデータバス５０に連結して入
出力機５１．　　コントローラ５２．演算器５３、メモ
リ５５を使用する他、テーブルメモリ５４を使用する。

この場合の演算器５３は、Ｆ　（Ｘ）−αＦ玉］の計算
をする必要がないので加減算ができるものであればよい
。

また、さらに上記のような周波数強調を行なった信号Ｓ
′に対して高周波数成分低減用の平滑化処理を行なえば
、診断に必要な情報をそこなうことなく、雑音を低減す
ることができる。

さらに、非鮮鋭マスクによる周波数強調処理に加えて、
階調処理を併用することもできる。階調処理を超低周波
数処理前におこなう場合には、非線形アナログ回路で階
調処理してからＡ／Ｄ変換を行なう。Ａ／Ｄ変換後に行
なう場合には、ミニコンピユータでデジタル処理を行な
うこともできる。また超低周波数処理後ではデジタル処
理を行なうか、Ｄ／Ａ変換変換子ナログ処理する。

また、ＣＲＴあるいは写真フィルムに画像を再生記録す
る際、入力走査時より高いサンプリング周波数で記録す
れば縮小画像が得られる。例えば入力系では１０画素／
ｍｍ、出力系では２０画索／ｍｍで走査すれば１／２に
縮小された画像となる。このように１／２〜１／３に縮
小した画像は診断に必要と思われる周波数成分か視感度
の最も高い周波数領域に近くなるのでコントラストが視
覚的により高くなったように見えて非常に見易くなる。

なお、前記実施態様において、オリジナル画像信号Ｓｏ
ｒｇとは、対数変換等の帯域圧縮、非線形補正を行なっ
た後の信号を意味する場合も含む。

実用的には光検出器の出力を信号処理するものであるか
ら、対数変換等の帯域圧縮をするのが望ましい。原理的
には、光検出器の出力をそのままＳｏｒｇとしてその後
の処理をすることも可能であることはいうまでもない。

また、このマスクの計算は、理論的にはエネルギーの平
均を出すべきものであるが、本発明者の実験によればこ
の非鮮鋭マスク信号を求める際には、対数圧縮した濃度
に相当する値で平均値を出しても、結果は変わらなかっ
た。これは処理上は実用的に有利である。

以下、本発明の効果を一層明瞭なものとするために実施
例をあげる。

実施例 第１表に掲げる代表的な部位について合計５０例の症例
につき、従来のＸ線写真フィルムに直接記録したものと
、本発明により螢光体から読み出し、Ｆ　（Ｘ）として
第６図に示す曲線Ａ、Ｂ、Ｄ及び折れ線Ｃを選び、前記
演算式（１）に従って超低周波数処理を施して作成した
画像とを比較し、人体の主たる部位についての診断性能
の向上を調べた。

第６図の実線ＡはＦ　（Ｘ）　−０，４・ｓｇｎ　　（
Ｘ）ｌ　Ｘ　Ｉ　１′’２、すなわち前述の関数（２）
においてα−０，４、ｎ　−１／２　、ｂ　−０とした
もので連続的な曲線型の関数である。勾配（Ｆ’　　（
Ｘ））はＩＸＩの増大にともなって小さくなっており、
Ｆ’　　（Ｘ）はＸが正のときは負で、Ｘが負のときは
正となっている。

破線ＢはＦ　（Ｘ）−１−ｅ−””　　（Ｘ＞０）、Ｆ
　（Ｘ）＝−１＋ｅ””　（Ｘ＜０）　、すなわち前記
関数（４）においてＸの係数を１．４としたもので、こ
れも連続的な曲線型の関数である。勾配（Ｆ′（Ｘ））
はＩＸＩの増大にともなって小さくなっており、Ｆ’　
　（Ｘ）が正のときは負でＸが負のときは正となってい
る。

鎖線ＣはＦ　（Ｘ）　−ｓｇｎ　　（Ｘ）　　（ｎ　　
ｌ　Ｘ　ｌ　＋ｃ。

ｎｓｔ　）のｎをＩＸＩの大きさに応じてＩＸＩが大き
い程小さくした折線型の関数を示すもので、前述の関数
（５）においてａ　−１、ｂ　−０，７５，ｃ　＝０．
５としたものに相当する。すなわち、 ０．３≦ＩＸＩ て表わされる折線型関数である。この関数では勾配Ｆ’
　　（Ｘ）はＩＸＩの増大にともなって段階的に小さく
なり、Ｆ’　　（Ｘ）は０である。

点線りは、Ｘ〉０の領域で上に凸形になり、Ｘく０の領
域で下に凸形となる変換テーブルを作成したものである
。これは、Ｘ＞０．Ｘ＜０の領域で対称な形をしていな
い例である。この場合には、テーブルルッキング方式で
演算を行なった。

ここに診断性能の向上の有無および程度については、通
常の写真系の物理的評価値（たとえば、鮮鋭度、コント
ラスト粒状性等）によって裏づけることは事実上不可能
であるため、４人の放射線区による主観的評価に基いた
。

評価結果は第１表のとおりである。

第　　１　　表 症例１部位　　　　　　　　評　　　　画題　　二　頭
がい骨が白く抜けず、顔の筋肉の黒線状の偽画像も発生
せず、 見易く、筋肉の腫ようが診断しや すくなった。

骨、筋肉　：　骨部、筋肉部の両者に偽画像が発生せず
両者とも正確な診断がで きた。

血管造影　二　色画像が発生せず、造影血管の細いとこ
ろも太いところも診断が 可能となった。

胃二重造影：　寄辺縁部及び造影剤が多量に充てんされ
たところに（為画像が発生 せず、全体的によく診断できた。

腹部単純　：　腸のガス部が必要以上に強調されず、腹
部全体が診断しやすくな った。

なお、Ｆ　（Ｘ）として第６図の曲線Ａ、Ｂ、Ｄ。

折れ線Ｃのいずれかを選ぶかにより、個々の画像につき
診断性能の向上の程度に若干の差は認められたが、平均
的には各症例につき実質的な差異は認められなかった。

第１表から明らかなように、本発明によれば各種症例７
部位において、偽画像の発生が防止され、診断性能の向
上が見られた。

このように、本発明の方法は蓄積性螢光体を利用した放
射線画像処理方法において診断性能を大幅に向上させる
ことができ、実用上の効果は著しい。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の放射線画像処理方法を実施する放射線
画像記録再生システムの一例を示す概略ブロック図、 第２図は本発明の方法の一例を示すフローチャート、 第３図は第２図に示す方法を実施するのに使用する演算
部の構成の例を示すブロック図、第４図は本発明の方法
の他側を示すフローチャート、 第５図は第４図に示す方法を実施するのに使用する演算
部の構成の例を示すブロック図、第６図は本発明の方法
、装置に使用される演算式Ｓ’　−３ｏｒｇ　十Ｆ　（
Ｘ）の関数Ｆ　（Ｘ）の６例を示すグラフである。 １・・・蓄積性螢光体シート　３・・・レーザ光源４・
・・光検出器　　　　　　４ａ・・・集光体５．１０・
・・アンプ　　　　　７・・・演算部１５・・・ＣＲＴ 第４図 第５図 ５゜ 第６図

Claims (11)

【特許請求の範囲】
1. （１）蓄積性螢光体材料を走査して、この螢光体材料に
   記録されている放射線画像情報を読み出して電気信号に
   変換した後、可視像として再生するに当り、各走査点で
   の超低空間周波数に対応する非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを
   求め、螢光体から読み出されたオリジナル画像信号をＳ
   ｏｒｇ、再生画像信号をＳ′としたときに、演算式 Ｓ′＝Ｓｏｒｇ＋Ｆ（Ｘ） （ただしＸ＝Ｓｏｒｇ−Ｓｕｓ、Ｆ（Ｘ）は｜Ｘ＿１｜
   ＜｜Ｘ＿２｜のとき Ｆ′（Ｘ＿１）≧Ｆ′（Ｘ＿２）≧０であり、少なくと
   もＸのある値Ｘ＿０（｜Ｘ＿１｜＜｜Ｘ＿０｜＜｜Ｘ＿
   ２｜）を境にして Ｆ′（Ｘ＿１）＞Ｆ′（Ｘ＿２）となる単調増加関数で
   表わされる演算を行なって、上記超低空間周波数以上の
   周波数成分を強調することを特徴とする放射線画像処理
   方法。
2. （２）前記可視像がＣＲＴ上に再生されることを特徴と
   する特許請求の範囲第１項記載の放射線画像処理方法。
3. （３）非鮮鋭マスクとして、変調伝達関数が０．０１サ
   イクル／ｍｍの空間周波数のときに０．５以上で、かつ
   ０．５サイクル／ｍｍの空間周波数のときに０．５以下
   である非鮮鋭マスクを用いることを特徴とする特許請求
   の範囲第１項または第２項記載の放射線画像処理方法。
4. （４）非鮮鋭マスクとして、変調伝達関数が０．０２サ
   イクル／ｍｍの空間周波数のときに０．５以上で、かつ
   ０．１５サイクル／ｍｍの空間周波数のときに０．５以
   下である非鮮鋭マスクを用いることを特徴とする特許請
   求の範囲第１項または第２項記載の放射線画像処理方法
   。
5. （５）前記単調増加関数Ｆ（Ｘ）が Ｆ″（Ｘ）＜０（Ｘ＞０） Ｆ″（Ｘ）＞０（Ｘ＜０） なる条件を満足する曲線型関数であることを特徴とする
   特許請求の範囲第１項乃至第４項のいずれかに記載の放
   射線画像処理方法。
6. （６）前記単調増加関数Ｆ（Ｘ）が主としてＦ″（Ｘ）
   ＜０（Ｘ＞０） Ｆ″（Ｘ）＞０（Ｘ＜０） なる条件を満足する曲線型部分からなり、部分的にＦ″
   （Ｘ）＝０である線形部分を含むものであることを特徴
   とする特許請求の範囲第１項乃至第４項のいずれかに記
   載の放射線画像処理方法。
7. （７）前記単調増加関数Ｆ（Ｘ）が、 Ｆ″（Ｘ）＜０（Ｘ＞０） Ｆ″（Ｘ）＞０（Ｘ＜０） なる条件を満足する曲線型関数を近似する複数の線型関
   数の組合せからなるものであることを特徴とする特許請
   求の範囲第１項乃至第４項のいずれかに記載の放射線画
   像処理方法。
8. （８）前記関数Ｆ（Ｘ）が Ｆ（Ｘ）−α・ｓｇｎ（Ｘ）・｜Ｘ｜＾ｎ＋ｂ（ただし
   α、ｂは定数でα＞０、０＜ｎ＜１ｓｇｎ（Ｘ）＝１　
   Ｘ＞０ ｓｇｎ（Ｘ）＝−１　Ｘ＜０ ｓｇｎ（Ｘ）＝０　Ｘ＝０） で表わされる曲線型関数であることを特徴とする特許請
   求の範囲第５項記載の放射線画像処理方法。
9. （９）前記関数Ｆ（Ｘ）が Ｆ（Ｘ）＝α・ｓｉｎ（ｐＸ） （ただし｜ｐＸ｜＜π／２、α＞０） で表わされる曲線型関数であることを特徴とする特許請
   求の範囲第５項記載の放射線画像処理方法。
10. （１０）前記関数Ｆ（Ｘ）が Ｆ（Ｘ）＝１−ｅ＾−ｘ（Ｘ＞０） Ｆ（Ｘ）＝−１＋ｅ＾ｘ（Ｘ＜０） で表わされる曲線型関数であることを特徴とする特許請
    求の範囲第５項記載の放射線画像処理方法。
11. （１１）蓄積性螢光体を走査してこれに蓄積記録されて
    いる放射線像を輝尽発光させるための励起光源と、この
    発光を検出して電気信号に、変換する光検出器と、この
    電気信号を処理する演算装置を備えた、放射線像記録再
    生システムにおける信号処理装置において、前記演算装
    置が検出されたオリジナル画像信号をＳｏｒｇ、各検出
    点での超低空間周波数に対応する非鮮鋭マスク信号をＳ
    ｕｓとしたとき、 Ｓ′＝Ｓｏｒｇ＋Ｆ（Ｘ） （ただしＸ−Ｓｏｒｇ−Ｓｕｓ、Ｆ（Ｘ）は｜Ｘ＿１｜
    ＜｜Ｘ＿２｜のとき Ｆ′（Ｘ＿１）≧Ｆ′（Ｘ＿２）≧０であり、少なくと
    もＸのある値Ｘ＿０（｜Ｘ＿１｜＜｜Ｘ＿０｜＜｜Ｘ＿
    ２｜）を境にして Ｆ′（Ｘ＿１）＞Ｆ′（Ｘ＿２）となる単調増加関数）
    で表わされる演算を行なうものであることを特徴とする
    放射線画像処理装置。