JPH021078A - 放射線画像処理方法および装置 - 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お
よび装置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。（米国特許第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の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は解消する
ものではなかった。

本発明者は上記事情に鑑み、螢光体を用いる放射線画像
記録方法において、螢光体に記録されている放射線画像
情報を読み出して記録材料上に再生するに当り、非鮮鋭
マスク処理を施して放射線画像の診断性能を向上させる
放射線画像処理方法を特開昭５５−８８７４０号におい
て提案した。

この方法は、診断に重要な周波数は人体の各部位によっ
て多少の差はあるものの、非常に低い周波数（以下、「
超低周波数」という。）領域にあるという知見、高周波
成分を強調して鮮鋭度を改良せんとすることは、放射線
画像の処理の場合にはノイズ成分を強調するだけで、診
断性能をむしろ低下させてしまうという知見および高周
波数領域では、ノイズの占める割合が高く、この高周波
数領域のものは強調を低減すれば、雑音が目立たず、見
やすくなるという知見に基き、超低周波数成分を強調す
ると同時に、雑音の占める割合が大きい高周波数成分を
相対的に低減し、視覚的に見やすい画像が得られるよう
にするというものであって、具体的には螢光体を励起光
で走査して、これに記録されている放射線画像情報を読
み出してこれを電気信号に変換した後、記録材料上に再
生するに当り、各走査点で超低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Ｓｏｒｇｓ強調係数をβ、再生画像信
号をＳ′としたときに Ｓ’−３ｏｒｇ＋β（Ｓｏｒｇ　−５ｕｓ）なる演算に
より信号の変換を行なって、上記超低周波数以上の周波
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
である。ここで超低空間周波数とは、はぼ０．５サイク
ル／ｍｍ以下の空間周波数を意味するものである。

ここで、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し、
この非鮮鋭マスクとしては、変調伝達関数が０．Ｏｌサ
イクル／ｍｔｎの空間周波数のときに０，５以上で、か
つ０．５サイクル／ｍ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ており、また非鮮鋭マスク
の作成方法としでは、 （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。）、 （ａ　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。）が用いられ得るとされている。

本発明者等は上記（１）〜（３）の非鮮鋭マスク作成方
法を比較検討した結果、画像処理にフレキシビリティ−
を持たせるためには、（１）の方法が最も好ましいこと
を見出したが、この場合、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。

ここに、ｌ、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、ａＩｊ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、 Σ　　　ａｉｊ＝１ 傷、＋６０　　　　　　　である。

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、　Ｎ　２回、加算を工Ｎ２回実
行することが必要となり、Ｎが大であると、演算にきね
で時間がかかり、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／＃程度の
サンプリング率（画素サイズで言えば２００〜５０μ）
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１００μＸ　１００μとすればｆ、−０
，１サイクル／＃の場合、Ｎはおよそ５０となり、ｆｃ
−０，０２サイクル／ｒｔｔｒｔｔの場合にはＮはおよ
そ２５０となるから、演算時間は膨大なものとなってし
まう。（ここに、ｆ、とは、非鮮鋭マスクの変調伝達関
数が０．５になる値を意味する。） 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。

本発明は、経済的かつ高速度で診断性能を向上せしめう
る放射線画像処理方法及び装置を提供することを目的と
する。

本発明者は、かかる目的を達成するため、鋭意研究を重
ねた結果、上記画像処理方法において、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
法が前記目的に沿うものであることを見出した。すなわ
ち、かかる非鮮鋭マスクの作成方法は、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く、しかも矩形領域での単
純加算平均であるので後述するように演算時間の大巾な
短縮、装置の大巾なコストダウンが実現できることを見
出したものである。

本発明は、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Ｓｕ
ｓを求め、螢光体から読み出されたオリジナル画像信号
をＳｏｒｇｑ強調係数をβ、再生画像信号Ｓ′としたと
きに、演算式 ％式％） 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放射線画像処理方法において、
前記非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを、前記走査の主走査方向
に平行な２辺と、副走査方向に平行な２辺によって囲ま
れた矩形の非鮮鋭マスク内の各走査点におけるオリジナ
ル画像信号Ｓ　ｏｒｇを単純加算平均して求めることを
特徴とする放射線画像処理方法である。

また、本発明の装置は、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画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、この光検出器の出力を前記走査の主走査方向
に平行な２辺と、副走査方向に平行な２辺によって囲ま
れた矩形の非鮮鋭マスクの範囲に亘って単純加算平均し
て超低空間周波数に対応する非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを
求める回路と、この非鮮鋭マスク信号５ｕｓｓ前記光検
出器の出力であるオリジナル画像信号Ｓｏｒｇｓおよび
強調係数βから、再生画像信号をＳ′としたとき、演算
式 Ｓ’−Ｓｏｒｇ＋β（Ｓｏｒｇ　−５ｕｓ）で表わされ
る演算を行なう演算装置を備えてなる放射線画像処理装
置である。

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．
Ｏｌサイクル／＃の空間周波数のときに０．５以上で、
かつ０．５サイクル／ｍｒｓの空間周波数のときに０．
５以下であるようなもの、あるいは０．０１〜０．５サ
イクル／＃の空間周波数の範囲において０．０１を下端
とした変調伝達関数の積分値が、０．０１−１０サイク
ル／ｌＮ１１の当該変調伝達関数の積分値の９０％以上
となるようなものが用いられる。

また、昭和５４年１１月２２日付特許願（４）（出願人
：富士写真フィルム株式会社）において開示キ札でいる
ように、変調伝達関数が０．０２サイクル／朧の空間周
波数のときに０．５以上で、かつ０．１５サイクル／ｍ
ｍの空間周波数のときに０．５以下であるような非鮮鋭
マスクを用いると、診断性能の向上が著しく好ましい。

ここに上述の非鮮鋭マスクは、変調伝達関数の値が０．
５となる空間周波数をｆｃと定義すれば変調伝達関数の
ｆ、が０．０１〜０．５サイクル／　ｒｒａ　ｓ好まし
くは０．０２〜０，１５サイクル／ｍの範囲にあるもの
というのと同義である。

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。

本発明において、矩形状非鮮鋭マスクで単純加算平均す
る場合、換言すると、非鮮鋭マスクを矩形状とし、その
マスクに含まれる画素のオリジナル信号（Ｓｏｒｇ）の
重みを一定とした場合には、ｆゎが０．Ｏ１〜０．５サ
イクル／＃（好ましくは、０．０２〜０．１５サイクル
／ｒＩＩｒＲ）という規定は、理論的に矩形状非鮮鋭マ
スクの一辺の長さを６ｈ＋ｍ−１．２ｍＩＩＩ（好まし
くは、３０＃ＩＩＩＩ〜４Ｉｎｍ）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。

本発明において、強調係数βとしては、定数の場合とオ
リジナル画像信号（Ｓ　ｏｒｇ）又は非鮮鋭マスク信号
（Ｓ　ｕｓ）の関数である場合とが含まれるが、とくに
後者の場合、すなわち強調係数βをオリジナル画像信号
（Ｓｏｒｇ）又は非鮮鋭マスク信号（Ｓ　ｕｓ）に応じ
て変化させると一層診断性能を高めることができ好まし
い。

また、強調係数β及び非鮮鋭マスク信号（Ｓ　ｕｓ）を
いかに選ぶかによって、本発明により強調された信号に
基いて作成された可視像を与える系の変調伝達関数の最
大値（Ｂ）と零周波数付近での変調伝達関数の値（Ａ）
の比（Ｂ／Ａ）は変化するが、Ｂ／Ａ＜１．５では従来
のＸ線写真と比べ診断性能にほとんど差異が認められな
い。また強調係数βを定数として本発明の処理をおこな
う場合には、Ｂ／Ａが６を越えると、強調されすぎて不
自然な画像部分が現われたり、画像が白く、或いは黒く
抜けたようになる部分が現われたりし、診断に差支える
ことが多く好ましくない。他方、強調係数βをオリジナ
ル画像信号Ｓ　ｏｒｇ又は非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓに応
じて変化させる場合には、Ｂ／Ａの好ましい範囲（この
場合には、Ｂ／ＡもＳｏｒｇ又はＳｕｓに応じて変化す
るが、Ｂ／Ａとしてはその最大値とする。）は拡大し、
Ｂ／Ａが６を越えても、これが１０以下である場合には
前述の如き偽画像が目立つことはなかった。更には、Ｂ
／Ａの値は、βを固定する場合には２〜５，５、βを可
変とする場合には２〜８の範囲に設定すると診断性能の
向上が著しかった。

また強調係数βは、Ｂ／Ａが上述の範囲内になるように
設定されるが、Ｂ／Ａはβの他罪鮮鋭マスクの形、すな
わちＳｕｓによっても若干変化をするが、Ｂ／Ａ−１，
５〜１０は、単純加算平均のマスクを用いた場合には、
βを０．４〜８に設定することと同義である。

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。一般に高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／議の空間周波
数のとき０．５以上で、かつ５サイクル／＃の空間周波
数のとき０゜５以下であ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
滑化処理をおこなうことにより、はとんどすべての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、階調処理をおこなってもよい。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、乳ガン等に対しては効果
が比較的小さいので、これらに対しては特開昭５５−８
８７４０号、特公昭６２−５３１７９号、同６３−２８
５８５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３００〜５００ｎＩＩｌ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　ｌ−１−Ｆ　
１Ｍｇ　−、Ｃａ　ｙ　）ＦＸ：ａＥ′ｕ２＋（但しＸ
はＣ９ＪおよびＢ「のうちの少なくとも１つであり、Ｘ
およびｙは０くｘ＋ｙ≦０．６かつｘｙ≠０であり、ａ
はｌＯ°６≦ａ≦５×ｌ０−２である）特公昭５９−４
４３３３号明細書に記載されている（Ｂａｔ−ｘ、　Ｍ
ｎ、　）　Ｆ　Ｘ　：　ｙ　Ａ　（但しＭｎはＭｇ、Ｃ
ａ、Ｃｒ、ＺｎおよびＣｄのうちの少なくとも１つ、Ｘ
はＣ９Ｊ、Ｂｒおよび■のうちの少なくとも１つ、Ａは
Ｅｕ、Ｔｂ、Ｃｅ、Ｔｒａ、Ｄｙ、Ｐｒ、Ｈｏ、Ｎｄ、
ＹｂおよびＥ「のうちの少なくとも１つ、Ｘは０≦Ｘ≦
ｏ、ｅ　、ｙは０≦ｙ≦０．２である）等］　；特公昭
６０−９５４２号明細書に記載されているＺｎ　Ｓ：Ｃ
ｕ、ＰｂＳＢａＯ・ｘ　ＡＱ、２０３　：　Ｅｕ　　（
但し０．８≦Ｘ≦１０）お■ よびＭ　　Ｏ・ｘ　Ｓｌ　０２　：Ａ　（但しＭｎはＭ
ｇ。

Ｃａ、Ｓｒ、Ｚｎ、ＣｄまたはＢａであり、ＡはＣｅ、
Ｔｂ、Ｅｕ、Ｔｍ、Ｐｂ、Ｔｆｌ、ＢｉまたはＭｒｌで
あり、Ｘは０．５≦Ｘ≦２．５である）；および特公昭
５９−４４３３９号明細書に記載されたＬｎＯＸ：ｘ　
Ａ　（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Ｂｒのうちの少なくと
も１つ、ＡはＣｅ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が特に輝尽
性の発光が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着色すると、最
終的に得られる画像の鮮鋭度が向上し好ましい結果が得
られる（特公昭５９−２３４００号入本発明において、
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易
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（Ｂ３３ｎ１１）　、Ｋｒレー
ザ（６４７ｎＩ１１）が好ましいが、５００〜８００ｎ
ｍ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等に表示
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。

Ｘ線画像の撮影後、５００〜８００ｎｍの波長の励起光
で螢光体板を走査して、蓄積されたエネルギーをトラッ
プから励起し、３００〜５００ｎｍの波長域の光を発光
させる。この発光光は、この波長域の光だけを受けるよ
うにした光検出器例えば、光電子増倍管、フォトダイオ
ードで測定される。

Ｘ線画像の読取後に、光検出器の出力信号は非線形増幅
されてからＡ／Ｄ変換器でデジタル信号に変換され、磁
気テープに記憶される。

この磁気テープに記憶された各部のデジタル信号は、演
算装置例えばミニコンピユータに読み出され、ＳＯ８を
求めた後、前述した Ｓ’−８ｏｒｇ＋β（Ｓｏｒｇ　−５ｕｓ）の演算が行
なわれる。

前記Ｓｕｓとしては、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／ｍ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、強調係数βを指定しなければならな
い。これらの値は、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。

前記Ｓ′に対して超低空間周波数以上の周波数成分低減
用の平滑化処理を行なう。この平滑化処理によって診断
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。

本発明は、前述のように矩形状非鮮鋭マスクを用いて非
鮮鋭マスク信号Ｓｕｓをそのマスク内の信号の単純加算
平均によって求めることを特徴とするものであるが、こ
の方法によればきわめて簡単な方法によって非鮮鋭マス
ク信号Ｓｕｓを求めることができる。これは、信号処理
をデジタル、アナログいずれの形式で行なった場合にも
共通する利点であって、実用上はこの方法によってきわ
めて短時間に非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを求めることが可
能となり、前述の演算方法による非鮮鋭マスク処理が実
用的な意味で初めて実施可能となるものである。

すなわち、例えば各走査点の信号Ｓ　ｏｒｇ（ｉ　、ｊ
）に重み係数ａｌｊを乗じて計算する場合には、非鮮鋭
マスク信号５ｕｓ（ｌハは ５ｕｓ（ＩバーΣａｉｊ　＠　Ｓ　ｏｒｇ（ｉｊ）Ｉ嘲
ｊ （１，ｊは各走査点の座標を示す画素の番号、ｌ、Ｊは
非鮮鋭マスク信号の座標を示す番号、Σａｉｊ−１）な
る計算によって求められるもので　ｊ あるから、計算の回数は乗算をおよそＮ２回、加算を同
じ＜Ｎ２回行なう必要があり、Ｎ（非鮮鋭マスクの一辺
の長さを画素数で表わした数）、すなわち非鮮鋭マスク
中の画素数が多くなると非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを求め
るのに相当の時間がかかる。例えば非鮮鋭マスクの大き
さが６　ｍｍ　Ｘ　６　ｍｍで、画素（０，１ｍｍＸ０
．ｌ　ｍｍ＞を３６００個含むものである場合には、各
走査点でのマスクを計算するのに３６００回の乗算と３
６００回の加算を繰返さなくてはならず、例えばｇ　ｂ
ｔｔマイコンを用いてソフトだけで演算する場合例えば
、乗算は３□、。、加算は５＃。

、Ｃかかると考えると、１点の非鮮鋭マスク信号を得る
のに３□ｌｌｃ　Ｘ　ａ８００＋　５１１ｕｔｅ　Ｘ　
３８００：　１１ａｍ、もかかることになって全く実用
性がない。

これに対し、本発明によれば、単純加算平均でよいため
乗算が必要でなくなり、計算時間が大巾に短縮できる。

例えば上記の例では１点あたり、１８１１ａ＊ｃとなる
。さらに後述のような種々の計算の簡略化が可能となり
、その計算のアルゴリズムによっては僅か４回に計算回
数を激減することができ、数１０Ｍａｓｃの間に非鮮鋭
マスク信号Ｓｕｓを求めることも可能になり、本発明の
実用的効果は著しい。すなわち、５ｕｓ（ＩＪ）は ５ｕｓ（ＩＪ）＝　　　　　（ΣＳ　ｌｊ）で求められ
るため　Ｎ２回の加算と１回の乗算だけでＳｕｓを求め
ることができる。

非鮮鋭マスクの大きさを主走査方向にＮ１１副走査方向
にＮ２としてさらに詳述すれば、非鮮鋭マスク信号５ｕ
ｓ（ＩＪ）は ５ｕｓ（ＩＪ）＝ （ΣＳ　１ｊ） Ｎ１　ｘｌ’Ｊ２ で表わされ、単純に計算してもＮＩ　ＸＮｚ回の加算と
１回の除算で求めることができる。

さらに計算の手順を次に説明する各種アルゴリズムのよ
うに工夫すれば、１つの非鮮鋭マスク信号を求めるため
の平均的計算回数を僅か４回にまでも減少させることが
可能となる。

以下、上記非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを求めるための計算
を特に簡単にしたアルゴリズム（デジタル方式）の例に
ついて説明する。

第２図に示すように主走査方向に平行な２辺と副走査方
向に平行な２辺によって囲まれた矩形状の非鮮鋭マスク
Ｍ（太い実線で示す）を考える。

このマスクＭは簡単のため正方形とし、その−辺の長さ
を画素数にしてＮとする。（Ｎは正の奇数とする）第２
図においてＳ’　ＩＪが画像処理をして求めようとする
走査点（画素）の信号値（前述の演算式Ｓ’−３ｏｒｇ
＋β（Ｓｏｒｇ−Ｓｕｓ）で求められる最終的信号値）
、ＳＩＪがマスクの走査方向の先端にある注目している
時刻に入力された画素ＰＩＪの信号値、Ｔ１．がマスク
Ｍ内のＮ２個の画素の信号値の総和すなわち である。

ここで、注目してる画素ＰＩＪの信号値ＳＬＩを、まず
画素の信号Ｓの該当アドレスに格納する。この各アドレ
スには画素の信号値を表現できるビット数（例えば８ビ
ツト）が必要である。

次に、主走査方向の画素Ｎ個分の信号の和ＣＩＪこれは
注目している画素Ｐ１Ｊの列にＰＩＪの前までに並ぶＮ
個の画素の信号値の和ＣＩ−１，Ｊと、注目している画
素ＰＩＪのＮ個前の画素の信号値５ｔ−Ｎ、と、注目し
ている画素Ｐ　１．　Ｊの信号値Ｓ　１．　Ｊによって
演算式Ｃ１，Ｊ　＝Ｃｌ−１，Ｊ　＋Ｓ１．Ｊ　””５
ｌ−Ｎ。

、から求めることかができる。そして、この和Ｃ１Ｊを
画素の主走査方向の列の信号の和Ｃの該当アドレスに格
納する。この各アドレスには、この演算を行なってオー
バーフローしないだけのビット数が必要であり、このビ
ット数はＮに依存する。

次に、マスクＭｌ、Ｊ内のＮ２個の画素の信号値の総和
Ｔ、、、を求める。これは注目している画素Ｐ　１．　
Ｊを先端に含むマスクＭ、、、より１列副走査方向へ戻
った位置のマスクＭｌ、Ｊ−１内の画素の信号値の総和
Ｔ　Ｉ、　Ｊ−１と、そのマスクＭ１．Ｊ−１の最終列
（すなわちＭｌ、、に含まれなくなる列）の信号の和Ｃ
１，Ｊ−Ｎと、注目している画素Ｐ１．．を先端に含む
列の信号の和Ｃ１，Ｊによって、演算式Ｔ１．Ｊ　−Ｔ
１．Ｊ−１＋Ｃ１，Ｊ　　Ｃ１，Ｊ−Ｎから求めること
ができる。そして、この値Ｔ１．Ｊを非鮮鋭マスク内の
画素の信号の総和Ｔの該当アドレスに格納する。このＴ
１．Ｊは非鮮鋭マスク信号ＳｕｓのＮ２倍に相当するも
のであるから、このＴＩＪを得た後、演算式 によって前述の非鮮鋭マスク処理を行なうことができる
。

上記演算に必要なメモリー容量を次に説明する。

第３図（ａ）はＳＩＪ用のメモリーで、主走査方向には
主走査方向に必要な全ての画素数のメモリーが、副走査
方向にはＮ」」・個のメモリーが必要である。

１つのメモリーは例えば８ビツトの容量があればよい。

第３図（ｂ）はＣＩＪ用のメモリーで、主走査方向には
ＳＩＪ用のメモリーと同じ数のメモリーが、副走査方向
にはＮ＋１個のメモリーがあればよい。

このメモリーは上のメモリーの２−３倍のビット数が必
要である。第３図（Ｃ）はＴＩＪ用のメモリーで、主走
査方向には上の２つのメモリーと同じ数だけげ“メモリ
ーが必要であるが、副走査方向には２個のメモリーがあ
ればよい。

第４図は上記演算を行なう回路ブロックの例を示すもの
で、画素入力信号ＳＩＮを入力するゲート１１から上記
容量を有するメモリー１２へ信号を送り、メモリー１２
に格納した記憶値に基づいて演算回路１３が演算を行な
う。これらのゲート１１．　　メモリー１２、演算回路
１３の操作は、制御回路１４が行なう。

演算回路１３による演算結果は、メモリー１２を介して
ゲート１１から画素出力信号８０υＴとして出力される
。

上記の計算方法によれば、非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを得
るための演算はきわめて簡略化され、そのための装置も
きわめて簡素化される。これは、本発明の方法によって
非鮮鋭マスク信号を矩形状マスク内の画素の信号値を単
純加算平均することによって得ることに基づいている。

すなわち、本発明の単純加算平均する方法によれば、例
えば上記のようなきわめて簡素化されたアルゴリズムが
可能になり、演算をきわめて容易に行なうことができ、
本発明の対象とする放射線画像処理をきわめて簡単に実
現することができる。

なお、上記アルゴリズムを実施する演算回路において、
第５図に示すように３種のメモリー１８．１９．２０を
アドレスが連続した一連のメモリーとすることができる
が、また３種のメモリー１５．１６．１７を第６図のよ
うにアドレスバスとデータバスを分割して３つのメモリ
ーを同時にアクセス可能にすれば、演算時間をさらに短
縮することができる。

前記制御回路、演算回路はそれぞれ専用のハードウェア
として例えばＰ　Ｌ　Ａ　（Ｐｒｏｇｒａ＋ｎａｂｌｅ
　ＬｏｇＩｃ　ａｒｒａｙ）　、ランダム　ロジック（
ｒａｎｄｏＩＩｌｏｇｌｅ）等を用いてもよい。また、
これらの回路にはマイクロコンピュータ、ミニコンピユ
ータ等を使用してもよいし、制御回路に高速のマイクロ
コンピュータ（例えばビットスライスタイプ）を用い、
演算回路に専用回路を用いるようにしてもよい。

これは要求される演算速度によって適当なものを選んで
決められる。

上記アルゴリズムよりさらに一層メモリーの容量を小さ
くすることの可能なアルゴリズムの例を、次に第７図、
第８図および第９図によって説明する。

このアルゴリズムでは、注目している画素すなわち非鮮
鋭マスクＭ＋、先端の画素Ｐｉの信号値Ｓ１、をＳ用の
メモリーの該当アドレスに格納した後、副走査方向のＳ
ＩＪのＮ個の画素の信号の和ＥＩＪ、すなわち ＥＩＪ−Σ　　　Ｓ。

１−Ｊ−Ｎ＋１ を演算し、その値をＥ用のメモリーの該当アドレスに格
納する。これは演算式 ％式％ によって行なわれる。

これらの格納された値を使用して、非鮮鋭マスク信号Ｓ
ｕｓのＮ２倍に相当するＴＩＪが求められる。

このＴＩＪは演算式 ＴＩＪ−”Ｔ、−、、Ｊ＋Ｅ、、、−Ｅ、−Ｎ、Ｊによ
って求められる。

しかしながらこの方法では主走査が右端から左端へ戻る
時には演算できないため、この時に主走査方向のはじめ
のＮ個の信号ＳＩＪの和Ｒ，すなわち Ｒ４−Σ　　Ｓ１ｊ を演算しておきこれをＲ用のメモリーの該当アドレスに
格納する。このＲ１は例えば第９図に示すようにＮ−５
のときはＲ五はＳｌ、１〜Ｓ５．１の和であり、Ｒ５は
Ｓｌ、、〜Ｓ９１．の和である。Ｓ。

５から、Ｓ６．、に出力が変わってもＲ５は変化しない
ものである。

したがって主走査が右端から左端へ戻る時には上記Ｒ，
を用いて演算式 ％式％ によってＴ１．が求められる。

このように求めたＴＩＪを用いて、演算式によって前述
の非鮮鋭マスク処理を行なうことができる。

このアルゴリズムでは、各画素の信号値Ｓｌｊのための
メモリーは第８図（ａ）のように主走査方向には主走査
方向に必要な全ての画素数のメモリーが、そして副走査
方向にはＮ＋１個のメモリーが必要であるが、Ｒ，Ｅ、
　Ｔ用のメモリーとしては第８図（ｂ）、（ｃ）、、　
（ｄ）に示すようにＲとＥは主走査方向にＮ＋１個、副
走査方向には１個、Ｔは主走査方向に２個、副走査方向
には１個のメモリーを有するだけの小さな容量のメモリ
ーを使用することができる。Ｓ用のメモリーの各アドレ
スには例えは８ビツトのものが使用できるが、Ｒ，Ｅ。

Ｔ用のメモリーとしては例えば１６ビツト（Ｎの大きさ
に依存する）ものが必要となる。このアルゴリズムでは
、ビット数の小さくてよいＳ用のメモリーを大きくして
、その代りにビット数の大きい他のメモリーを小さくし
たから、全体としてメモリーの容量を大幅に小さくする
ことができる。したがって、第８図のメモリーの容量は
、第３図のものに比べてはるかに小さくすることができ
、装置の簡素化には大きな効果がある。

なお、上記２つの方法における正の奇数Ｎは、診断に必
要な画像精度を得るためには１０画素／　ｍｍ程度が好
ましく、その場合には６０１〜１１、好ましくは３０１
〜３９の範囲の大きさがよい。

上記２つのアルゴリズムは、いずれも信号をデジタル処
理する方式を利用しているものであるが、各走査点での
信号を主走査方向にアナログ的に積分し、その積分値を
メモリーに記憶して、これを数値積分しても同様に非鮮
鋭マスク内の全ての走査点の信号を加算することでＳｕ
ｓを得ることができる。この場合にはデジタル回路では
なく、画素毎にアナログ値を積分して加算するため、Ｎ
個のアナログ積分回路が必要になるが、以下の方法を用
いれば積分器を１個まで減少することができ、有利であ
る。

すなわち、各走査点のアナログ出力Ｓｏｒｇを２分し、
一方を遅延回路（遅延時間（Ｔ）は１画素の走査時間（
τ）×非鮮鋭マスクの主走査方向の画素数（Ｎ）すなわ
ちＴ−τＸＮ）を通して両者を差信号演算回路に入力し
てその差信号演算回路の出力（Ｓｏｒｇ　−ＴＳｏｒｇ
　）を積分してなる値を得る方法も採用できる。この値
は第２図、第３図のＣ１，Ｊに相当するもので、これを
副走査方向にデジタル計算で加算すれば、Ｔｏｌ、が得
られ、これから非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを求めることが
できる。これも高速で簡単に計算ができる方法であり、
アナログ方式の方法としては適している。

なお、非鮮鋭マスク信号５ｕｓ（Ｉハは、１つの走査点
（ｉ、ｊ）を中心として、 Ｎ１−１ Ｎ１−１ のマスクの範囲内の走査点での信号Ｓ１ｊについてのみ
計算されるものであるから、画像の端部の走査点を中心
とした非鮮鋭マスク信号は、その端部外の信号がないた
め求めることができない。

この端部の処理の方法としては、最外周のＳＩＪの値が
外方へ無限に拡がっていると仮定して、メモリーに最外
周の値を記憶し、この値を端部外の信号として利用する
のが効果上自然であり、有利である。あるいは、最外周
の外は黒または白として処理してもよいし、黒と白の間
の一定の中間値としてもよい。

上記の方法では非鮮鋭マスクを１つだけ使って非鮮鋭マ
スク処理を行なっているが、大きさの異なる２つの非鮮
鋭マスクを使用して周波数強調に段階を持たせることも
可能である。この場合は演算式 ％式％） で表わされる演算を行なうことになるが、この式を書き
直せば、 Ｓ　’　＝Ｓｏｒｇ＋（β＋α） （Ｓｏｒｇ−（βＳｕｓ　１　＋　ａｓｕｓ　Ｚ　）１
β＋α とも表わすことができ、演算としては前述の演算に類す
る演算を行なっていることに相当する。非鮮鋭マスク５
ｕｓｌよりもＳ　ｕｓ２が小さく、強調係数αが正のと
きは、変調伝達関数のグラフは強調する周波数のうち高
い部分に付加的なピークを持った形となり、αが負のと
きは強調する周波数のうち高い部分が段階的に低くなっ
た形となる。前者は骨部、血管造影、胃二重造影等に特
に適し、後部は胸部断層、胆のう造影、肝臓造影、腹部
単純撮影２頭部等に特に適している。

なお、前述の説明でオリジナル画像信号Ｓｏｒｇ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
ことは言うまでもない。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、前述の非鮮鋭マスクによる演算処理について、第
１Ｏ図を参照して、更に詳細に説明する。

第１Ｏ図（ａ）は、螢光体上の蓄積画像をＩＯ画素／履
でサンプリングしたときの周期数応答性を示すものであ
る。この曲線は光検出器のアパーチュアとして、矩形状
アパーチュアを使用した場合には５ｉｎｅ曲線に、ガウ
ス分布状アパーチュアを使用した場合には、ガウス分布
状曲線になることが知られている。

第１Ｏ図（ｂ）は変調伝達関数が０．Ｏｌサイクル／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
ものを用いた矩形状非鮮鋭マスクを示すものである。

これはＩＯ画素／＃で螢光体上の画像をサンプリングし
たとき、約６３画素×６３画素（これを「非鮮鋭マスク
のサイズＮ　−６３４という）の単純加算平均をとって
非鮮鋭マスクを作成した場合を示すものである。これは
螢光体上の画像を６．３　＃１ＩｌｌＸ６．３ｍの大サ
イズ光ビームで走査したことと同等である。

第１０図（ｅ）は（Ｓｏｒｇ−９ｕｓ　）の演算後の変
調伝達関数を示すグラフである。

第１０図（ｄ）の実線（１）は、演算結果であるＳ′を
示すものである。ここではβを「３」に固定している。

上記演算の結果、強調された画像信号の変調伝達関数の
最大値（Ｂ）は零周波数付近での変調伝達関数（Ａ）の
約４．６倍となっている。

第１θ図（ｄ）の点線（ｎ）は５画素×５画素での平滑
化処理を第１Ｏ図（ｄ）のＳ′に施した場合の変調伝達
関数を示すものである。

第１１Ａ図〜第１１Ｄ図は強調係数βをオリジナル画像
信号（Ｓｏｒｇ）あるいは非鮮鋭マスク信号（Ｓｕｓ）
に応じて連続的に変化させた例を示すものである。

第１１Ａ図は、βを一定として平坦型、第１１Ｂ図は単
調増加型（β′≧０）、第１１Ｃ図及び第１１Ｄ図はと
もにβ′く０となる場合を含むもので、第１１Ｃ図は低
輝度強調型、第１ＬＤ図は中輝度強調型をそれぞれ示し
、これらには段状変化（曲線ａ）と曲線状変化（曲線ｂ
）とがある。

第１１Ｂ図の如く、βを単調増加により変化させること
により周波数強調で発生しやすい偽画像を防止すること
ができる。その−例として、バリウム造影剤を使った胃
（マーゲン）のＸ線画像を強調係数βを固定して前記周
波数処理を行なうと、多量に造影剤が入った広い−様な
低輝度領域の境界が必要以上に強調されて二重輪郭状の
偽画像が発生する。このかわりに強調係数βを可変、す
なわち造影剤が多量に入った低輝度域でβを小さくし、
胃小区などの高輝度域でβを大きくすれば前記二重輪郭
の発生を防止できる。また別の例として、胸部正面撮影
の場合、βを固定すると、背骨や心臓部分の低輝度域で
雑音が増大し、極端なときには細部が白く抜けたりする
（これは視覚的に非常に目立ち、診断性能に悪影響を及
ぼす）。同様に背骨や心臓部分の低輝度でβを小さくし
、肺野部分の高輝度域でβを大きくすれば、前記の雑音
や白抜けの増大を防止できる。

第１１ｃ図の低輝度強調は、低輝度部の診断が特に重要
で、その低輝度部の領域が画像全体であまり大きな部分
を占めていないものの場合に適している。例えば血管造
影、リンパ管造影がこの場合に該当し、これらの放射線
画像では雑音が少々増大しても所望部の鮮鋭度が大幅に
向上する方が望ましいので、この低輝度強調によって診
断性能が大幅に向上する。

また第１１Ｄ図の中輝度強調は、低輝度部と高輝度部が
画像全体のかなりの部分を占め、かっこの領域が診断上
重要でなく、中輝度部が特に診断上重要であるものの場
合に適している。例えば、胆のう造影、肝臓造影がこの
場合に該当し、これらの放射線画像では雑音やガス部が
強調されると診断の妨げになるので、これらの領域を除
いて診断の対象となる中輝度部のみを強調するのが望ま
しい。

前記の例のいずれの場合にも、強調係数βを小さい値に
固定して、周波数処理を行なえば、確かに種々の偽画像
は発生しないが、診断性能に重要な寄与をしている胃小
区や肺野の血管、造影された脈管もコントラストがあが
らず診断性能が向上しない。このように強調係数βを螢
光体上の画像の輝度に応じて連続的に変化させることに
より、偽画像の発生を防止しつつ、診断性能が向上した
画像が得られる。

第１２図はβの増加のさせ方の一例を示すもので螢光体
上の画像のヒストグラムから、その最低輝度Ｓ。と最高
輝度Ｓ１を決定し、この間でほぼ線形にβを変えたもの
である。Ｓｏ、Ｓ、は処理したいＸ線画像の種類によっ
て決まるもので、例えば最低、最高輝度はそれぞれ積分
ヒストグラムが０〜１０％、９０〜１００％のときの輝
度値としても良い。

第１３図、第１４図はそれぞれ、低輝度強調、中輝度強
調におけるβの変化のさせ方の一例を示すものである。

第１３図において、βは輝度ＡとＢの間で最大値βｍａ
ｘから最小値βｍｉｎに減少している。すなわち、低輝
度領域（Ｓ　ａｋｉｎからＡまで）においては強調係数
を大きく　（βｍａｘ　）　Ｌ、高輝度領域（ＢからＳ
　Ｌｌｌａｘまで）においては小さく　（βｍ１ｎ）し
ている。輝度Ａは最小輝度（ＳｍＩｎ）に、最大輝度（
ＳＩＩｌａｘ）と最小輝度（Ｓａｔｉｎ）との差（ΔＳ
）の０．２〜０．５倍を加えた大きさ［Ｓｍ１ｎ　＋　
（０，２〜０．５）ΔＳ］がよく、輝度Ｂは同じ＜０．
７〜１倍を加えた大きさ［Ｄｎ＋１ｎ　＋　（０，７〜
１）ΔＤ］がよい。

第１４図においては、βは輝度ＡとＢの間で第１の最小
値（βｍ１ｎｉ）から最大値（βｌｌ１ａｘ　）まで増
大し、ＣとＤの間で最大値（βＷａＸ　）から第２の最
小値（βｍ＋１ｎ２）まで減少する。すなわち、低輝度
領域（Ｓ　ｍＩｎからＡまで）と高輝度領域（ＤからＳ
　１ｉａｘまで）においては強調係数を小さく　（βｍ
１ｎ１．　　βｌ１ｉｎ　２）　Ｌ、、、中輝度領域（
ＢからＣまで）においては大きく（βｆｆ１ａｘ　）　
している。

ここで第１の最小値（βｌ１ｉｎｉ）と第２の最小値（
βｍ＋１ｎ２）とは等しくてもよい。−点鎖線すの山型
の場合は、βは輝度ＡとＥの間で増大し、ＥとＤの間で
減少している。輝度Ａは最小輝度（Ｓｍｉｎ　）に、最
大輝度（ＳＩｌｌａｘ）と最小輝度（ＳＩＩｌｌｎ）と
の差（ΔＳ）のＯ〜０．２倍を加えた大きさ［Ｓｍ１ｎ
　＋（０〜０．２　）ΔＳ〕、輝度Ｂは平均輝度 Ｓ　１ｎ　　＋　Ｓ　ｌｌ１ａｘ あるいは統計的平均値）から前記差（ΔＳ）の０〜０．
２倍を引いた大きさ［５−（０〜０．２）ΔＳコ、輝度
Ｅは平均輝度（Ｓ）、輝度Ｃは平均輝度に前記差（ΔＳ
）の０〜０．２倍を加えた大きさ［Ｓ＋（０〜０．２）
ΔＳコ、輝度りは最大輝度（Ｓ　＋ＨＸ）から前記差（
ΔＳ）の０〜０．２倍を引いた大きさ［Ｓｍａｘ　−（
０〜０．２　）ΔＳ］が、それぞれ望ましい。

なお、上記第１３図、第１４図演算においては、最大輝
度（Ｓａ＋ａｘ）と最小輝度（Ｓｍｉｎ）はいずれも対
象とする実質的画像の中での最大、最小に対応するもの
で、画像以外の部分にはこれより大きい、あるいは小さ
い輝度が存在することもありうる。なお、場合によって
は単純に全画面中の最大、最小をとってもよい。

なお本発明者等の実験では、螢光体上の画像のオリジナ
ル画像信号によってβを変化させた場合と、非鮮鋭マス
ク信号によってβを変化させた場合とで、その効果は路
間等であった。

以上の如き、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。これらの周波数強調と必要により、階調
処理を行なったデータは、磁気テープに記録される。こ
の磁気テープのデータは、順次読み出され、Ｄ／Ａ変換
器でアナログ信号に変換され、アンプで増幅された後、
ＣＲＴに入力されてＣＲＴ上で可視像として再生され、
ＣＲＴ診断が可能となる。またこのデータは必要に応じ
てさらに記録用光源に入力される。この記録用光源から
発生した光は、レンズを通って記録材料例えば写真フィ
ルムに照射され、この写真フィルム上に放射線画像が再
生される。従ってその場合にはフィルム上の画像を観察
して診断を行なうこともできる。なお、ＣＲＴおよび写
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ｌＯ画素／馴、出力系では２０画素
／ｍｎで走査すればｌ／２に縮小された画像となる。こ
のように１７２〜Ｉ／３に縮小した画像は診断に必要と
思われる周波数成分が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。

本発明は上述の実施態様に限定されることなく、種々の
構成の変更が可能である。

螢光体上の画像の読み出しは、螢光体を回転ドラムにセ
ットする方法、平面的に二次元走査する方法、あるいは
フライングスポットスキャナーのような電子走査による
ことができる。また非鮮鋭マスクの演算は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、副走査方向だけをデジタル処理により
行なうことができる。更に上記演算は前述の磁気テープ
にデータを全部記憶させてから、オフラインで処理して
も良いし、データをコアメモリーに一部記憶して順次オ
ンラインで処理してもよい。

実施例 第１表に示す部位について合計２００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　　１　　表 再生画像は、強調係数βを３に固定し、非鮮鋭マスクと
して矩形領域の画像信号を単純加算平均したものを用い
て矩形の辺方向の変調伝達関数が０．５となる空間周波
数ｆｃをを６通りに変化させて作成した。

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、１２人の臨床医、およ
び４人の放射線技師の計２０人の放射線読撮の専門家に
よる主観的評価に基いた。

評価の基準は次のとおりとした。

＋２＝　従来のＸ線写真フィルム方式ではみえなかった
病変部が見えるようになったり、非常に診断がしにくい
病変部が見易くなり、診断性能が明らかに向上した。

＋１＝　従来のＸ線写真フィルム方式では診断しにくい
病変部が見易くなり、診断性能が向上した。

０：　従来のＸ線写真フィルム方式に比べて、見易くは
なっているが、特に診断性能の向上は見られない。

−１；　診断性能が向上した領域もあるが、診断しにく
い領域も発生した。

−２：　診断性能が向上した領域がなく、診断しにくい
領域が発生した。

第１５図は、第１表に掲げた部位、症例合計２００例に
ついての専門家の評価値を平均化した結果を示すもので
ある。第１５図に示す曲線は、この平均した評価結果を
更に平均したものである。

第１５図より、診断性能がとくに向上する空間周波数ｆ
ｃの範囲は０．０２〜０．１５サイクル／＃の範囲であ
ることが認められた。

また、この実験を通じて、評価が最も良くなるｆｃの値
とその時の評価値は、換言すればピークの位置は、評価
者の好み、撮影部位、症例、撮影の目的（スクリーニン
グか精密検査かなど）、その他の臨床検査知見の有無等
によりかなり変化するが、本発明による処理の効果が認
められるｆｃの範囲は、あらゆる画像について比較的バ
ラツキが少ないことが判明した。

また第１表に示す代表的な症例計２０列について、ｆｃ
を０．０５サイクル／ｍｌｌ１に固定する一定Ｂ／Ａを
柾々に変化させて、同様な方法により画像を作成し、放
射線読影の専門家計２０人により同様な評価をおこなっ
た。

その各症例についての評価の平均値を示したのが第１６
図である。第１６図の曲線ａはオリジナル画像の信号に
よらずβを一定した場合、曲線すはオリジナル画像の信
号によって連続的に変化させた場合の最大となるＢ／Ａ
の値での結果である。曲線ａのβ一定の場合は、Ｂ／Ａ
が６〜７以上になると偽画像が目立って評価が０以下に
なるが、β可変にすれば偽画像が除去されて１．５≦Ｂ
／Ａ≦１０の範囲で評価が０以上となった。他の種類の
症例についてもほぼ同様の診断性能の向上が見られた。

なお、超低周波数の強調と他の処理（強調係数βの変化
、階調処理、縮小、平滑化処理）との組み合わせによる
診断性能の向上は、上述の種々の症例について実施し、
いずれも診断性能が更に向上するという結果を得ている
。

上記した構成を有する本発明は、超低周波数領域からの
周波数応答を強調するものであるから、診断に重要な周
波数領域が大幅に強調される。したがってコントラスト
が向上して診断性能が向上する。また強調の程度を輝度
信号、形状等に応じて変えれば、偽画像の発生を防止し
、かつ診断に重要な疾患が見ずらくなるのを防止するこ
とができる。

さらに、高周波成分を強調しないようにしたから雑音成
分が少な（なり、画像がなめらかになる。

この結果、見やすい画像を得ることができる。

これらのすべての画像処理は、最終的には人間の視覚に
対する変調伝達関数の最適周波数に近づけるように配慮
されることにより、−層その効果を発揮するものであり
、このためには適宜の画像縮小が特に効果がある。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明によるＸ線画像の処理過程を示すフロー
シートである。 第２図は非鮮鋭マスク信号を算出する１つのアルゴリズ
ムを説明するため画像上の非鮮鋭マスク、画素等を示す
図である。 第３図は上記アルゴリズムを利用したときのメモリー容
量を示す図である。 第４図は上記アルゴリズムを利用した演算を行なう回路
の構成の例を示すブロック図である。 第５図および第６図は上記構成におけるメモリーの構成
の変更例を示す図である。 第７図および第９図は非鮮鋭マスク信号を算出するもう
１つのアルゴリズムを説明するため、画像上の非鮮鋭マ
スク、画素等を示す図である。 第８図はこのアルゴリズムを利用したときのメモリーの
容量を示す図である。 第１Ｏ図は周波数強調のステップを示すグラフである。 第１１図は強調係数βを輝度に応じて変化させる例を示
す図である。 第１２図は強調係数βとオリジナル画像信号Ｓｏｒｇの
組合わせの一例を示すグラフである。 第１３図及び第１４図は強調係数βを画像信号により変
化させる具体的な方法の例を示す図である。 第１５図は実施例における診断性能評価の結果を示すグ
ラフである。 第１６図は強調されたコピー写真における最大の変調伝
達関数（Ｂ）と零空間周波数付近での変調伝達関数（Ａ
）との比Ｂ／Ａと、診断性能の評価との関係を示すグラ
フである。 第１図 第２図 第３図 １！Ｉ！：”　立夏ＩＬ　力ｎＩ：ｔｆｌＲ＋ｔ＊ｅ！
＋１゛ヱ走査乃向にｌ≠ぜ１画１眩 第 図 第 図 第 図 第 図 工 ／１１２気数　（サイク１し／ｒｎｒｎ）第 図 ｏｒｇ 第 図 腫 第 ＋１４ 図 第 １旧図 第 １ｃ 図 第 Ｄ 図 β冨Ｃ０ｎ５ｔ β“２゜ β“Ｓ。 ｌ！Ｏ 取キ 同時に出願審査請求書あり

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）蓄積性螢光体を励起光で走査して、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
   Ｓｏｒｇ、強調係数をβ、再生画像信号をＳ′としたと
   きに、演算式Ｓ′＝Ｓｏｒｇ＋β（Ｓｏｒｇ−Ｓｕｓ） 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放射線画像処理方法において、 前記非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを、前記走査の主走査方向
   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
   Ｓｏｒｇを単純加算平均して求めることを特徴とする放
   射線画像処理方法。 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）前記非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを得るための矩形の非
   鮮鋭マスクが、その矩形の一辺の長さを６０ｍｍ〜１．
   ２ｍｍの範囲のものとする大きさであることを特徴とす
   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）前記矩形の非鮮鋭マスクが、その矩形の一辺の長さ
   を３０ｍｍ〜４ｍｍの範囲のものとする大きさであるこ
   とを特徴とする特許請求の範囲第３項記載の放射線画像
   処理方法。５）強調係数βが定数であることを特徴とす
   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。 ６）前記演算式によって強調された画像を与える系の最
   大の変調伝達関数が、零空間周波数付近での変調伝達関
   数の１．５〜６倍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。 ７）強調係数βをオリジナル画像信号または非鮮鋭マス
   ク信号の値に応じて変化させ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
   。 ８）前記演算式によって強調された画像を与える系の最
   大の変調伝達関数が、零空間周波数付近での変調伝達関
   数の１．５〜１０倍であることを特徴とする特許請求の
   範囲第７項記載の放射線画像処理方法。 ９）超低空間周波数成分の強調と併せて、変調伝達関数
   が０．５サイクル／ｍｍの空間周波数のときに０．５以
   上で、かつ５サイクル／ｍｍの空間周波数のときに０．
   ５以下であるような平滑化処理を施すことを特徴とする
   特許請求の範囲第１項乃至第８項記載の放射線画像処理
   方法。 １０）蓄積性螢光体を走査してこれに蓄積記録されてい
   る放射線画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、この光
   検出器の出力を前記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辺によって囲まれた矩形範囲に亘
   って単純加算平均して超低空間周波数に対応する非鮮鋭
   マスク信号Ｓｕｓを求める回路と、この非鮮鋭マスク信
   号Ｓｕｓ、前記光検出器の出力であるオリジナル画像信
   号Ｓｏｒｇ、および強調係数βから、再生画像信号をＳ
   ′としたとき、演算式 Ｓ′＝Ｓｏｒｇ＋β（Ｓｏｒｇ−Ｓｕｓ） で表わされる演算を行なう演算装置を備えてなる放射線
   画像処理装置。 １１）前記演算装置が前記画像信号Ｓｏｒｇ、又は前記
   マスク信号Ｓｕｓの大きさに応じて前記強調係数βを増
   減させる強調係数可変手段を備えていることを特徴とす
   る特許請求の範囲第１０項記載の放射線画像処理装置。