JPH0481982A - デジタル放射線画像信号の処理装置 - 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】 〈産業上の利用分野〉 本発明はデジタル放射線画像信号の処理装置に関し、詳
しくは、画素数を変更させるために行う補間演算の処理
速度を、画質を確保しつつ短縮し得る装置に関する。

〈従来の技術〉 Ｘ線画像のような放射線画像は、病気診断用などに多く
用いられており、このＸ線画像を得るために、被写体を
透過したＸ線を蛍光体層（蛍光スクリーン）に照射し、
これにより可視光を生じさせてこの可視光を通常の写真
と同様に銀塩を使用したフィルムに照射して現像した、
所謂、放射線写真が従来から多く利用されている。

しかし、近年、銀塩を塗布したフィルムを使用しないで
、蛍光体層から直接画像を取り出す方法が工夫されるよ
うになってきている。

この方法としては、被写体を透過した放射線を蛍光体に
吸収せしめ、しかる後、この蛍光体を例えば光又は熱エ
ネルギーで励起することによりこの蛍光体が上記吸収に
より蓄積している放射線エネルギーを蛍光として放射せ
しめ、この蛍光を充電変換して画像信号を得る方法があ
る。

具体的には、例えば米国特許３．８５９．５２７号及び
特開昭５５−１２１４４号公報等に、輝尽性蛍光体を用
い可視光線又は赤外線を輝尽励起光とした放射画像変換
方法が示されている。この方法は、支持体上に輝尽性蛍
光体層を形成した放射画像変換パネルを使用するもので
、この変換パネルの輝尽性蛍光体層に被写体を透過した
放射線を当て、被写体各部の放射線透過度に対応する放
射線エネルギーを蓄積させて潜像を形成し、しかる後、
この輝尽層を輝尽励起光で走査することによって蓄積さ
れた放射線エネルギーを放射させてこれを光に変換し、
この光信号を光電変換して放射線画像信号を得るもので
ある。

このようにして得られた放射線画像信号は、そのままの
状態で、或いは画像処理を施されて銀塩フィルム、ＣＲ
Ｔ等に出力されて可視化されるか、コンピュータによる
画像処理のためにデジタル化されることが多い。また、
デジタル化された放射線画像信号は、半導体記憶装置、
磁気記憶装置。

光デイスク記憶装置、光磁気記憶装置等の画像記憶装置
に格納され、その後必要に応じてこれらの画像記憶装置
から取り出されて銀塩フィルム、ＣＲＴ等に出力されて
可視化される場合もある。

また、放射線画像を記録した銀塩フィルムに、レーザ・
蛍光灯などの光源からの光を照射して、銀塩フィルムの
透過光を得て、かかる透過光を光電変換して放射線画像
信号を得て、更にデジタル化する方法もある。

前述のように放射線画像を記録した銀塩フィルムからの
デジタル放射線画像信号を得る装置の構成としては、光
ビームを銀塩フィルム上に一次元的に走査させると同時
に、該銀塩フィルムを走査方向と直交する方向に搬送さ
せ、光源と反対側に設けた光検出器で透過光を検出する
よう構成したり、また、光源を内蔵する透明なドラムの
側面に放射線画像を記録した銀塩フィルムを貼り付け、
前記ドラムを回転させると同時に、透過光を光検出器に
導くアパーチャを前記ドラムの回転軸と平行に移動させ
るよう構成されたものなどがある。

〈発明が解決しようとする課題〉 ところで、放射線画像に基づく診断に当たっては、より
大きなサイズに拡大したり、より小さなサイズに縮小し
て再生したい場合があり、このとき離散的な信号を仮想
的に連続な信号に変換した後、より小さな又は大きなサ
ンプリングピッチで再び離散化する演算である補間演算
によって画素数の拡大・縮小を図ることか一般に行われ
ている（特開昭６３−１７５５７５号公報等参照）。

かかる補間演算においては、画素数変更後においても高
画質を保持できるように、高次の補間演算を行うことが
好ましいが、この場合補間演算が複維になって計算時間
が長くなってしまうという問題があり、計算時間を短く
しようとして計算か比較的簡便な低次の補間演算を行わ
せると画質を劣化させてしまうことになっていた。

ところが、特に病気診断用のＸ線画像などでは、実際に
は放射線が人体を透過しない素抜けの領域も存在し、か
かる領域についても高次の補間演算を施すのは無駄であ
るが、従来では、放射線画像信号における補間演算にお
いて種々の補間演算式が用いられているものの、１つの
画像内で補間演算の式か一様であったため（ｒＲｅｓｔ
ｏｒｉｎｇ　５ｐｌｉｎｅＩｎｔｅｒｐｏｌａｔｉｏｎ
　ｏｆ　ＣＴ　１ｍａｇｅｓＪＩＥＥＥ　ＴＲＡＮＳＡ
ＣＴＩＯＮＯＮ　ＭＥＤ［ＣＡＬ　（ＭＡＧ［ＮＧ、Ｖ
ＯＬ、ＭＩ−２，ＮＯ，３，５ＥＰＴ［ＥＭＢＥＲ１９
８３等参照）、画質を確保しつつ補間演算の処理時間の
短縮を図ることかできなかったものである。

本発明は上記問題点に鑑みなされたものであり、画像内
において、高次の補間演算を施して高画質を保持する領
域と低次の補間演算を施して計算時間の短縮を図る領域
とを分けることによって、画質確保と計算時間の短縮と
の両立を図れる処理装置を提供することを目的とする。

〈課題を解決するための手段〉 そのため本発明にかかるデジタル放射線画像信号の処理
装置は第１図に示すように構成される。

第１図において、補間演算手段はデジタル放射線画像の
画素データを補間演算して画素数を変更するものである
。

また、画像分割手段は、補間演算前の画像を複数領域に
分割する。そして−補開演算式変更手段は、上記画像分
割手段で分割された画像の複数領域毎に前記補間演算手
段における補間演算式を変更する。

〈作用〉 かかる構成のデジタル放射線画像の処理装置によると、
画素数変更のために補間演算するときに、画像内の複数
に分割された画像領域毎に補間演算式が変更されるので
、画像領域に応じて画質重視の高次の補間演算を行わせ
たり、また、計算時間短縮のために低次の補間演算を行
わせたりすることか可能となり、必要画質を確保しつつ
計算時間の短縮を図ることができる。

〈実施例〉 以下に本発明の詳細な説明する。

一実施例を示す第２図は、本発明にかかるデジタル放射
線画像信号の処理装置を含む放射線画像情報記録読取装
置であって、医療用としての人体の胸部放射線撮影に適
用した場合の例を示す。

ここで、放射線発生源ｌは、放射線制御装置２によって
制御されて、被写体（人体胸部等）Ｍに向けて放射線（
一般的にはＸ線）を照射する。記録読取装置３は、被写
体Ｍを挟んで放射線源ｌと対向する面に変換パネル４を
備え、該変換パネル４は放射線源ｌからの照射放射線量
に対する被写体Ｍの放射線透過率分布に従ったエネルギ
ーを輝尽層に蓄積し、そこに被写体Ｍの潜像を形成する
。

前記変換パネル４は、支持体上に輝尽層を、輝尽性蛍光
体の気相堆積、或いは輝尽性蛍光体塗料塗布によって設
けてあり、該輝尽層は環境による悪影響及び損傷を遮断
するために保護部材によって遮蔽若しくは被覆される。

該輝尽性蛍光体材料としては、例えば、特開昭６１−７
２０９１号公報、或いは、特開昭５９−７５２００号公
報に開示されるような材料が使われる。

光ビーム発生部（ガスレーザ、固体レーザ、半導体レー
ザ等）５は、出射強度が制御された光ビームを発生し、
その光ビームは種々の光学系を経由して走査器６に到達
し、そこで偏向を受け、更に、反射鏡７で光路を偏向さ
せて、変換パネル４に輝尽励起走査光として導かれる。

集光体８は、輝尽励起光が走査される変換パネル４に近
接して光ファイバである集光端か位置され、上記光ビー
ムで走査された変換パネル４からの潜像エネルギーに比
例した発光強度の輝尽発光を受光する。９は、集光体８
から導入された光から輝尽発光波長領域の光のみを通過
させるフィルタであり、該フィルタ９を通過した光は、
フォトマルｌＯに入射して、その入射光に対応した電流
信号に光電変換される。

フォトマル１０からの出力電流は、電流／電圧変換器１
１で電圧信号に変換され、増幅器１２で増幅された後、
Ａ／Ｄ変換器１３でデジタルデータ（デジタル放射線画
像信号）に変換される。そして、このデジタルデータは
一画像メモリ１４に順次−記憶される。

１５はＣＰＵであり、画像メモリ１４に格納された放射
線画像情報（画像データ）に対して補間演算を施すと同
時に診断目的に適した種々の画像処理（例えば階調処理
２周波数処理、移動１回転、統計処理等）を施し、画像
処理を施された画像データは、再び画像メモリ１４に格
納される。

１６は画像メモ１月４内の放射線画像信号をプリンタ１
７に伝送するためのインターフェイスである。

１８は読取ゲイン調整回路であり、この読取ゲイン調整
回路１８により光ビーム発生部５の光ビーム強度調整、
フォトマル用高圧電源１９の電源電圧調整によるフォト
マル１０のゲイン調整、電流／電圧変換器１１と増幅器
１２のゲイン調整、及びＡ／Ｄ変換器１３の入力ダイナ
ミックレンジの調整が行われ、放射線画像信号の読取ゲ
インが総合的に調整される。

前記画像メモリ１４．　ＣＰＵ１５．インタフェイス１
６は、より具体的には第３図に示すように構成されてい
る。

即ち、Ａ／Ｄ変換器１３からのデジタル放射線画像信号
は、画像−分割手段としての画像分割部２８で画素デー
タに応じて画像を複数の領域に分割するための処理が行
われると同時に、階調処理部２２で階調処理を施され、
階調処理後の画像データが画像メモリ１４を構成するラ
インメモリ２１に−旦ストアされる。

補間演算手段としての補間演算部２６は、ラインメモリ
２１にストアされている階調処理後の画素データを、補
間演算式変更手段としての比較部２４（＝おいて、画像
分割部２８で定められた画像領域の境界に関する位置情
報と比較することにより、スイッチＳＷを切り換え、補
間ワーク２５を演算のためのワークエリアとして制御ロ
ジック２３で制御されて前記画像分割部２８で分割され
た画像領域毎に定められた補間演算式を用いて補間演算
する。かかる補間演算後の画素データは、前記ラインメ
モリ２１と共に画像メモリ１４を構成する出力用のライ
ンメモリ２７に記憶される。

第３図においては、分割された画像領域は２領域である
とし、更に、そのうちの１領域に対しては演算を必要と
しないニアレスト・ネイバー補間処理を施すことを想定
しているので、スイッチＳＷの分岐の一方には補間演算
部を設けていないが、こちらにも補間演算部２６′　を
設けても良いし、補間演算部２６を共通にして、制御ロ
ジック２３で領域毎に補間演算′式を変更しても良い。

また、第３図においては、階調処理を施した後に補間処
理を行う構成としであるが、この順序は逆であっても良
い。

尚、２９ａは前記ＣＰＵ１５に付設されるＲＯＭであり
、２９ｂは同じく前記ＣＰＵ１５に付設されるＲＡＭで
ある。

出力用ラインメモリ２７に記憶される階調処理及び補間
演算を施されたデジタル放射線画像信号は、インタフェ
イス１６を介してプリンタ１７に出力されてハードコピ
ーされることになるが、前記プリンタ１７は例えば第４
図に示すように構成される。

尚、インタフェイス１６を介して接続されるのは、ＣＲ
Ｔ等のモニタであっても良く、更に、半導体記憶装置な
どの記憶装置（ファイリングシステム）であっても良い
。

第４図に示すプリンタ１７において、ラインメモリ２７
からインタフェイス１６を介して読み出されたデジタル
放射線画像信号は、まずバッファメモリ３０を介して信
号補正回路３１で各種の信号補正処理を施された後、Ｄ
／Ａ変換器３２によってアナログ信号に変換される。そ
して、このアナログ信号に応じてレーザ光を変調すべく
、Ｄ／Ａ変換器３２の出力を変調器駆動回路３３に入力
させ、この変調器駆動回路３３はＤ／Ａ変換器３２の出
力レベルに応じた駆動電圧を光変調器３４に出力する。

光変調器３４は、前記駆動電圧に基づき画像信号レベル
に応じてレーザ光源３５から発光されたレーザ光を変調
し、ここで変調されたレーザ光は図示しないモータに・
よって回転する偏向ミラー（ポリゴンミラー）３６の多
角形状の反射面に反射されて、主走査方向に振り分けら
れる。

偏向ミラー３６からの反射光は、ｆθレンズ３７を通過
して一定の走査速度に調整され、該走査光が副走査方向
に搬送される記録媒体（感光材料）３８に受光されるこ
とによって、記録媒体３８上に２次元の放射線画像を記
録し、その後記録媒体３８を現像処理することでデジタ
ル放射線画像のハードコピーが得られるようになってい
る。

次に、第３図に示すハードウェア構成に基づいて行われ
る本発明にかかる補間演算の実施例を説明する。

まず、第１の実施例として、前記第２図に示す記録読取
袋ｆ１３を用いて得た正常人体胸部側面の放射線画像信
号（２０４８画素Ｘ画素４６４画素）に対し、以下のよ
うにして画像を２つの領域（画像領域ｌ。

画像領域φ）に分割した。

即ち、まず、画像全体のヒストグラムを求め、第５図に
示すようにヒストグラムのうちの最大信号値に最も近い
レベルでピークをもつ信号値グループと、それ以外の信
号値とを分離する閾値Ｓｔを設定した。

ここで、前記閾値Ｓｔは、第６図に示すように正常人体
胸部側面の画像のうちの素抜けの部分（画像情報の少な
い領域）と人体透過部分（画像情報を多く含む領域）と
を分割する閾値となる。

次に、画像データの１ライン（第６図に示すＸ方向）毎
に、画素データが前記閾値Ｓｔを越えるか否かを判別す
ることで、閾値Ｓｔを越える画素の集合である画像領域
φ（素抜けの部分）と、閾値Ｓｔ以下の画素の集合であ
る画像領域ｌ（人体透過部分）とを分離する第６図に示
すような境界画素０’ｚ、１　）　、（Ｘ＋□、１）、
（Ｘｔ＋、２）（Ｘ２１．　２）、　　・・・を検出す
る。また、かかる画像分割処理と同時に、各画素データ
に対して、前記ヒストグラムを元に設定した階調変換曲
線を用いてデータ変換を行い、適切な階調処理を施して
画像信号０　（Ｉ）を得た。

そして、階調処理後の画像信号０（Ｉ）に補間処理を施
して、画像サイズを４０９６画素Ｘ画素９２８画素に拡
大した画像信号Ａ　（Ｉ）を得た。前記画素拡大のため
の補間演算は、予め上記のようにヒストグラムに基づい
て分割されている２つの画像領域ｌ、φによって以下の
ように補間演算式を変更して行わせた。

画像領域φ→ニアレスト・ネイバー補間画像領域ｌ→キ
ュービック・コンボリューション補間 即ち、放射線の素抜は部分である画像領域φについては
、画質劣化は避けられないものの演算時間が短時間であ
るニアレスト・ネイバー補間で画素の拡大を図り、人体
透過部分である画像領域ｌについては、演算時間はニア
レスト・ネイバー補間よりも増大するが画質の劣化を抑
止できる高次の補間演算であるキュービック・コンボリ
ューション補間を行わせるようにしたものであり、診断
に必要な部分の画質劣化を抑止しつつ、診断に関係ない
部分てＪｔ簡便な補間演算を行わせて演算時間の短縮を
図るようにした。

次に、このようにして画像領域１．φによって補間演算
式を変更して補間演算して得た第１実施例の・画像信号
Ａ　（Ｉ）を、第４図に示すプリンタ１７を用いて１４
インチＸｌフインチの銀塩フィルム上にプリントし、ハ
ードコピーＣＡ　（Ｉ）を得た。

一方、上記本発明にかかる補間演算処理を施した画像信
号Ａ　（Ｉ）に比較する比較例１として、上記第１実施
例と同様にして得た画像信号０　（Ｉ）を、画像領域を
分割することなく、全画像領域に渡ってニアレスト・ネ
イバー補間を施して２倍の画素数の４０９６画素Ｘ画素
９２８画素の画像信号Ｐ　（Ｉ）を得て、該比較例１の
画像信号Ｐ　（Ｉ）を上記第１実施例と同様にして銀塩
フィルム上にプリントし、ハードコピーＣＰ　（Ｉ）を
得た。

更に、上記第１実施例と比較する比較例２として、上記
第１実施例と同様にして得た画像信号０（Ｉ）を、画像
領域を分割することなく、全画像領域に渡ってキュービ
ック・コンボリューション補間を施して２倍の画素数の
４０９６画素Ｘ画素９２８画素の画像信号Ｑ　（Ｉ）を
得て、該画像信号Ｑ　（Ｉ）を上記第１実施例と同様に
して銀塩フィルム上にプリントし、ハードコピーＣＱ　
（Ｉ）を得た。

表１ 上記のようにして得た本発明にかかる第１実施例のハー
ドコピーＣＡ（Ｉ）、及び、該ハードコピーＣＡ（Ｉ）
の比較対象として得たハードコピーＣＰ　（Ｉ）、ＣＱ
　（Ｉ）の画質について目視による比較を行ったところ
、表１に示すような結果となった。

即ち、実施例１のハードコピーＣＡ　（Ｉ）と、全領域
に渡ってキュービック・コンボリューション補間を施し
た比較例２のハードコピーＣＱ（Ｉ）の画質はいずれも
良好で、全画像に渡ってニアレスト・ネイバー補間を施
した比較例１のハードコピーＣＰ　（Ｉ）は著しく画質
が劣っていた。これは、上記第１実施例及び比較例２で
は、いずれも診断領域については同じ高次の補間演算で
処理しであるためであり、これに対し、全画像領域につ
いて低次の補間であるニアレスト・ネイバー補間を施し
た場合には、かかる補間によって画素を２倍に拡大した
ため、人体画像上に２画素×２画素のブロックがモザイ
ク状に目立ってしまうことによる。

また、前記表１には、第１実施例の画像信号Ａ（■）、
比較例１の画像信号Ｐ（Ｉ）、比較例２の画像信号Ｑ　
（Ｉ）をそれぞれ得るための補間演算に要した時間を相
対値で示してあり、実施例１は比較例１よりも長い演算
時間を要しているが、比較例２よりも演算時間を短縮で
きている。

以上のように、放射線の素抜は部分については演算か簡
便な補間演算を施し、診断に必要な人体透過部分につい
ては画質劣化を抑止できる高゛次の補間を施すようにす
ることで、診断に必要な画質を確保しつつ補間演算に要
する時間を短縮−することができ、第１実施例は、比゛
転倒１，２に比べて総合的に優れた補間演算処理である
と言える。

次に、本発明にかかる第２実施例として、第１実施例と
同様にして画像信号０（Ｉ）を得て、この画像信号０（
Ｉ）について画像領域φ、ｌで補間演算を以下のように
して変更して、２倍の画像サイズ４０９６画素Ｘ４９２
８画素に拡大して画像信号Ｂ（Ｉ）を得た。

画像領域φ→ニアレスト・ネイバー補間画像領域１→ベ
ル・スプライン補間（β＝０．７）そして、前記画像信
号Ｂ　（Ｉ）を実施例１と同様に銀塩フィルム上にプリ
ントし、ハードコピーＣＢ　（Ｉ）を得た。尚、前記β
は、ペルースプラインの点拡がり関数Ｆ（ω、β）を決
定する正の実数βであり、このβの変化に応じて補間後
の空間周波数特性を強調しなり減弱したりできることが
知られている。前述のようにペルースプライン補間演算
を用いる場合には、前記βを０．４＜β≦１．５程度と
することか好ましい。

また、上記第２実施例で画像領域ｌにベル・スプライン
補間（β＝０．７＞を用いたので、比較例３として全画
像領域に渡ってベル・スプライン補間（β＝０．７）を
施して２倍の画素数で、ある４０９６画素Ｘ画素９２８
画素の画像信号Ｒ’　（Ｉ　）を得て、この画像信号Ｒ
，（、Ｉ）を、実施例１と同様に銀塩フィルム上にプリ
ントし、ハードコピーＣＲ（Ｉ）を得た。

そして、前記ハードコピーＣＢ　（Ｉ）、ＣＲ（１）及
び、前述の比較例１のハードコピーＣＰ（Ｉ）の画質に
ついて、目視評価による比較を行って、表２に示すよう
な結果を得た。目視の画質評価（＝おいて、Ｃ，Ｂ（１
，）−及びＣＲ（Ｉ）の画質はいずれも良好であるか、
ニアレスト・ネイバー補間によるＣＰ　（Ｉ）は画質が
上記２つのハードコピーに対して著しく劣っていた。こ
れは、ニアレスト・ネイバー補間による画素の２倍拡大
により、人体画像上に２画素×２画素のブロックかモザ
イク状に目立ってしまうことによるものであり、表１と
同様にして示される処理時間においては、上記第２実施
例Ｂ　（Ｉ）が比較例ＩＰ　（Ｉ）よりも長いが、比較
例３Ｒ（Ｉ）よりも処理時間が短縮された。

このように、第２実施例においても、画質を損なうこと
なく、補間演算の処理時間が短縮され、総合的に比較例
１．３よりも優れた処理となっている。

表２ 更に、第３実施例として、前記第２図に示す記録読取装
置３を用いて得た正常人体胸部側面の放射線画像信号（
２０４８画素Ｘ画素４６４画素）から平均化プロファイ
ルを作成し、この平均化プロファイルに基づいて画像領
域を２つ（画像領域１１画像領域φ）に分割した。

即ち、第７図に示すように、横方向（Ｘ方向）の平均化
プロファイルを求め、この平均化プロファイルの平坦部
にあたる画像情報の少ない画像領域φと、それ以外の部
分にあたる画像情報を多（含む画像領域ｌとを縦割りに
分離する境界画素列Ｘ１及びＸ２を設定した。前記境界
画素列Ｘ１及びＸ２は、境界画素列Ｘ１よりも第７図で
左方の画像領域及び境界画素列Ｘ２よりも第７図で右方
の画像領域（画像領域φ）においては少なくとも人体透
過部分が含まれず、境界画素列Ｘ１及びＸ２で囲まれる
領域（画像領域１）には、素抜は部分も含まれるが人体
画像領域を全て含むことになり、画像領域φは診断には
関係ない領域であるが、画像領域１は診断必要な領域を
含んでいる。

次に、各画素データに対して、前記平均化ブロ−夕変換
を行い、適切な階調処理を施し、画像信号０（■）を得
た。

この画像信号０（■）に補間演算を施して、２倍の画像
サイズ４０９６画素Ｘ　４９２８画素に拡大して、画像
信号Ａ　（ＩＩ）を得たか、ここで、前記境界画素Ｘ１
及びＸ２を境に分割される画像領域φと画像領域１とて
以下のようにして補間演算式を変更させた。

画像領域φ→ニアレスト・ネイバー補間画像領域ｌ→リ
ニア補間 次に、画像信号Ａ　（ＩＩ）を、第４図に示すプリンタ
１７を用いて１４インチ×１フインチの銀塩フィルム上
にプリントし、ハードコピーＣＡ　（ＩＩ）を得た。

一方、上記第３実施例の比較例４として、画像信号○（
Ｉ［）の全画像領域についてニアレスト・ネイバー補間
を施して４０９６画素Ｘ画素９２８画素の画像信号Ｐ　
（Ｉ［）を得て、これを実施例３と同様に銀塩フィルム
上にプリントし、ハードコピーＣＰ（■）を得た。

更に、比較例５として、前記画像信号０（■５パの全画
像領域についてリニア補間を施して４０９６画素Ｘ画素
９２８画素の画像信号Ｑ　（ＩＩ）を得て、′これを実
施例３と同様に銀塩フィルム上にプリントし、ハードコ
ピーＣＱ　（ＩＩ）を得た。

そして、上記ハードコピーＣＡ　（ＩＩ）　、　　ＣＰ
’　（ＩＩ）　、　　ＣＱ　（ＩＩ）の画質について、
目視評価による比較を行ったところ、表３に示すように
、ＣＡ（Ｉｎ）及びＣＱ　（Ｉ［）の画質はいずれも良
好で、ＣＰ　（ＩＩ）の画質は他に比べて著しく劣って
いた。

これは、ＣＰ　（Ｉ）かニアレスト・ネイバー補間によ
り２倍の画素拡大を行ったため、人体画像上に２画素×
２画素のブロックがモザイク上に目立つためである。

表３ また、表３の相対処理時間に示すように、第３実施例に
おいても、画質が良好であるにも関わらず処理時間が短
縮されており、総合して比較例４゜５よりも優れた補間
演算を施すことができる。

次に第４実施例として、第３実施例と同様にして得た画
像信号０　（ＩＩ）に対して、境界画素Ｘ１及びＸ２で
分割される画像領域φ、１で以下のようにして補間演算
式を変更して４０９６画素Ｘ画素９２８画素の画像信号
Ｂ　（Ｉｔ）を得た。

画像領域φ→ニアレスト・ネイバー補間画像領域ｌ→キ
ュービック・コンボリューション補間 そして、前記画像信号Ｂ　（Ｉ［）を前記第３実施例と
同様に銀塩フィルム上にプリントし、ハードコピーＣＢ
　（Ｉ［）を得た。

一方、上記第４実施例の比較対象として、前記画像信号
０　（ＩＩ）に、全画像領域に渡りキュービック・コン
ボリューション補間を施して、２倍の４０９６画素Ｘ画
素９２８画素の画像信号Ｒ（ＩＩ）（比較例６）を得て
、該画像信号Ｒ（ＩＩ）を、実施例４と同様に銀塩フィ
ルム上にプリントし、ハードコピーＣＲ（Ｉ［）を得た
。

上記ハードコピーＣＢ　（Ｉｎ）　、　　ＣＰ　（ＩＩ
）　、　　ＣＲ（Ｉｔ）の画質について、目視評価によ
る比較を行ったところ、表４に示すように、ＣＢ　（Ｉ
Ｆ）及びＣＲ（Ｉ［）の画質はいずれも良好であるが、
これに対しＣＰ　（Ｉｔ）の画質はニアレスト・ネイバ
ー補間による画素の２倍拡大によって２画素×２画素の
ブロックがモザイク状に目立つために著しく劣っていた
。また、補間演算の処理時間については、やはり表４に
示すように、第４実施例Ｂ（■）は、比較例４Ｐ（ＩＩ
）よりも長くなるが、画質が同等レベルである比較例６
Ｒ（Ｉ［）よりも演・算時間を短縮できた。

表４ 尚、上記に示す各補間演算で用いるニアレスト・ネイバ
ー補間、ペルースプライン補間、リニア補間、キュービ
ック・コンボリューション補間はいずれも公知の補間関
数である（　ｒＲｅｓｔｏｒｉｎｇＳｐｌｉｎｅ　　Ｉ
ｎｔｅｒｐｏｌａｔｉｏｎ　　ｏｆ　　ＣＴ　　Ｉｍａ
ｇｅｓＪ　ＩＥＥＥＴＲＡＮＳＡＣＴＩＯＮ　ＯＮ　Ｍ
ＥＤＩＣＡＬ　ＩＭＡＧＩＮＧ、ＶＯＬ、ＭＩ−２，Ｎ
Ｏ，３゜ＳＥＰＴＥＭＢＥＲ１９８３、ｒｃｕｂｉｃ　
Ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎ　ｆｏｒＤｉｇｉｔａｌ　Ｉｍ
ａｇｅ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　ＩＥＥＥ　ＴＲＡＮＳ
ＡＣＴＩＯＮ　０ＮＡＣＯＵＳＴＩＣ３，ＡＮＤ　５Ｉ
ＧＮＡＬ　ＰＲＯＣＥＳＳＩＮＧ、　ＶＯＬ、ＡＳＳＰ
−２９゜ＮＯ，６１９８１等参照）。

上記の表１〜表４から明らかなように、本実施例による
と、補間前の画素データに基づいて予め画像を診断領域
（画像情報を多く含む領域）と放射線の素抜は領域（画
像情報が少ない領域）とに分割し、診断領域については
演算時間を要するものの画質劣化を抑止できるペルース
プライン補間。

リニア補間、キュービック・コンボリューション補間な
との高次の補間演算式を選択し、一方、放射線の素抜は
領域（又は照射野外）については画質劣化はあるが演算
時間が短時間で済むニアレスト・ネイバー補間やリニア
補間などの比較的低次の補間演算式を選択するようにし
たので、画質の劣化を抑止しつつ補間演算に要する処理
時間を短縮できるようになり、診断の効率が向上する。

尚、前記補間演算式を変更するための領域の検出は、上
記実施例に示したように、階調処理と同時に行うか、或
いは、階調処理条件を決定するのに必要な情報（ヒスト
グラム、プロファイル）を収集する際に同時に行うよう
にすれば、より処理時間の短縮が図れる。

また、補間演算式を変更するだめの領域は、上記のよう
にヒストグラムやプロファイルから分割する他、画素デ
ータの微分値や間引きした画素データに基づいて画像内
の輪郭を求めて行うようにしても良いし、また、特開昭
５８−６７２４０号公報に述べられているように、輝尽
性蛍光体を用いた放射線画像変換パネルから放射線画像
情報を得る所謂「本読み」に先立って、低エネルギーの
励起光を用いて「先読み」を行う場合には、該「先読み
」画像情報に基づいて前記領域を定め、それを「本読み
」画像に対して適用しても良い。また、予め画像を複数
領域に分割するためのパターンを記憶させておいても良
く、この場合、予め複数分割パターンを記憶させておい
てオペレータがその中から選択できるよう構成すること
も可能であり、また、人体画像領域を更に複数に分割す
るなどして３つ以上に領域を分割しても良い。

本実施例では、輝尽性蛍光体を用いてデジタル放射線画
像を得るシステムを用いたか、放射線画像を記録した銀
塩フィルムの透過光を光電変換してデジタル放射線画像
信号を得るシステムであっても良く、デジタル放射線画
像信号を得る構成を限定するものではない。

また、本発明にかかる補間演算を施されたデジタル放射
線画像信号は、上記のように直ちにプリンタ１７によっ
てハードコピーさせるようにしても良いが、ＣＲＴ上に
再生させたり、又は、ファイリングシステムに一旦記憶
させ、必要なときに読み出してハードコピーしたりＣＲ
Ｔに表示させるようにしても良い。

〈発明の効果〉 以上説明したように本発明によると、画素変更のために
行う補間演算において、画像を複数領域に分割し、それ
ぞれの領域で補間演算式を変更するようにしたので、画
像情報を多く含む領域では高次の補間演算を行わせ画質
を確保する一方、放射線の素抜は部などの画像情報の少
ない領域では低次の補間演算に行わせて処理時間の短縮
を図ることができるから、補間演算による画素数の変更
処理において画質確保と処理時間の短縮を両立させるこ
とができ、特に病気診断用の放射線画像では診断の効率
が向上するという効果がある。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の構成を示すブロック図、第２図は本発
明の一実施例を示すシステムブロック図、第３図は第２
図示のシステムにおいて補間演算を行う部分の詳細なシ
ステムブロック図、第４図は第２図示のプリンタの構成
を示すシステムブロック図、第５図は同上実施例におい
て画像を複数領域に分割するために用いるヒストグラム
の一例を示す線図、第６図は第５図示のヒストグラムを
用いた画像分割を説明するための線図、第７図は同上実
施例においてプロファイルを用いた画像分割を説明する
ための線図である。 １４・・・画像メモリ　　１５・・・ＣＰＵ　　　１６
・・・インタフェイス　　１７・・・プリンタ　　２１
．２７・・・ラインメモリ　　２２・・・階調処理部　
　２３・・・制御ロジック２４・・・比較部　　２５・
・・補間ワーク　　２６・・・補間演算部　　２８・・
・画像分割部

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 画素毎のデジタルデータからなる放射線画像信号を補間
   演算して画素数を変更するデジタル放射線画像信号の処
   理装置であって、 デジタル放射線画像の画素データを補間演算して画素数
   を変更する補間演算手段と、 補間演算前の画像を複数領域に分割する画像分割手段と
   、 該画像分割手段で分割された画像の複数領域毎に前記補
   間演算手段における補間演算式を変更する補間演算式変
   更手段と、 を含んで構成されたことを特徴とするデジタル放射線画
   像信号の処理装置。