JPH0636596B2

JPH0636596B2 - 放射線画像処理方法

Info

Publication number: JPH0636596B2
Application number: JP59102387A
Authority: JP
Inventors: 正行井内
Original assignee: Konica Minolta Inc
Current assignee: Konica Minolta Inc
Priority date: 1984-05-21
Filing date: 1984-05-21
Publication date: 1994-05-11
Anticipated expiration: 2009-05-11
Also published as: JPS60246188A

Description

【発明の詳細な説明】［産業上の利用分野］この発明は、主として医療診断に用いられる放射線画像
処理方法に関するものである。

［従来の技術］近年、放射線画像を電気信号に変換し、処理再生するこ
とが多く行なわれている。

ここでいう放射線画像とは、放射線、γ線、中性子線等
高エネルギー電磁波を被写体に照射し、被写体による電
磁波の減衰を２次元的に検出し、画像に形成したものを
さす。例えば放射線による放射線写真、或いは蓄積性螢
光体の発光量を２次元的に走査して電気信号に変換して
得られる画像、或いは、いわゆる間接撮影用テレビジョ
ンによる画像等がある。

これらにおいて行なわれている処理はいずれも放射線検
出素子、放射線管、撮影方法等による画像の劣化を補正
し、かつ、又は人の視覚特性に合う画像を再生し、より
診断性の良い画像を提供とするものである。

これらの処理を大きく２分類すると、階調変換処理と、
空間周波数処理の２つがある。

この階調変換処理を行なうものとして、例えば特開昭５
５−８８７４０号公報及び特開昭５４−１２１０４３号
公報に開示されるものがあり、これらは画像情報を読出
して電気信号に変換し、この電気信号のレベルを変化さ
せる信号処理を行なうことで濃度及びコントラストの良
好な画像を得ることができるようにしている。また、例
えば再生画像中の診断に重要な部分を濃度で０．５〜
１．５程度の範囲にし、かつその濃度領域でコントラス
トを上げる方法等がある。

［発明が解決しようとする課題］このような階調変換処理を行なうものでは、信号処理が
簡単であるが、人間の目視覚特性や蓄積性螢光体の雑音
特性に適した画像を得ることが困難であった。

これに対して空間周波数処理を行なうものは、画像を得
るまでの系、例えばフィルムで言えば放射線管球、被写
体の動き、増感用の螢光体、フィルム等による周波数応
答の劣化を補正し、さらに、人の視覚特性に合わせて、
空間周波数領域での強調をすることにより視覚的に見易
い画像を得ることができる。

ところで従来、周波数領域での強調を行なうために、特
開昭５６−１３８７３５号公報に示されるように、式
（１）の方法が用いられている。

Ｄ＝Ｄｏｒｇ＋β（Ｄｏｒｇ−Ｄｕｓ）・・・（１）ここで、βは強調係数、Ｄｏｒｇは原画像信号、Ｄｕｓ
は原画信号Ｄｏｒｇの非鮮鋭マスク信号である。

この方法はある空間周波数以上を強調するために、各走
査点で原画像の低空間周波数成分に対応する非鮮鋭マス
ク信号Ｄｕｓを求め、原画信号Ｄｏｒｇから減算するこ
とにより高空間周波数成分を求め、それを原画信号Ｄｏ
ｒｇに加えることで実現している。

この方法で原画フィルタを形成すると第１図（ａ），
（ｂ）のようなフィルタを実現することができる。即
ち、空間周波数領域である範囲ａ，ｂで大きく変化し、
その他ではあまり変化しないようなフィルタで、かつそ
の範囲ａ，ｂでの変化の割り合いも非鮮鋭マスク信号Ｄ
ｕｓの特性のものだけである。

従って、画像取得系の補正のための任意の形のフィルタ
をこの方法で実現し、画像取得系の平均伝達関数を補正
するには、式（２）のように非鮮鋭マスク信号Ｄｕｓを
複数個求める必要があるが、演算時間が非常に長くなり
実用的でない。

Ｄ＝Ｄｏｒｇ＋β１（Ｄｏｒｇ−Ｄｕｓｌ）＋ β２（Ｄｏｒｇ−Ｄｕｓ２）＋・・・（２）この発明は、かかる実情に鑑みなされたもので、画像の
細かな所まで、高速な処理で良く補正することが可能
で、ザラツキのない診断性に優れた良好な画像を得るこ
とができ、特にたたみ込み演算処理を用いることで、空
間周波数フィルタの形状を、画素毎に自由に設計でき、
画像の特性を改善でき、また画像ノイズを最小限に抑え
ながら、画質の改善が図れる放射線画像処理方法を提供
することを目的としている。

［課題を解決するための手段］この発明は前記の目的を達成するため、放射線画像を走
査して、放射線画像情報を読み出し、電気信号に変換し
た後、可視像として再生するに当り、各走査のそれぞれ
の画素毎に、二次元の所定範囲のたたみ込み関数をそれ
ぞれ乗算し、このそれぞれの値を加算するたたみ込み演
算を所定の画像について行ない、かつ前記たたみ込み関
数の最大応答の空間周波数、または前記たたみ込み関数
の最大応答の空間周波数及び強度を原画像信号の強度に
応じて変化させ、前記画像を補正することを特徴として
いる。

［実施例］以下、この発明を放射線としてＸ線を使用した実施例に
ついて添付図面に基き詳細に説明する。

放射線画像を走査して、放射線画像情報を読み出し、電
気信号に変換した後、可視像として再生するに当たり、
各走査のそれぞれの画素毎に、二次元の所定範囲のたた
み込み関数をそれぞれ乗算し、このそれぞれの値を加算
するたたみ込み演算を所定の画像について行なってい
る。

この画像取得系の補正のための任意の形のフィルタをこ
の方法で実現し、画像取得系の平均伝達関数を補正する
には、前記した式（２）のように非鮮鋭マスク信号Ｄｕ
ｓを求めずに、これを実現するには、式（３）を用いる
ことがよく知られている。

即ち、第２図に示すように、原画像１の例えば横方向に
Ｉ番目と、縦方向にＪ番目の画素２について、画素２を
中心とする横方向−ｋ／２〜ｋ／２と縦方向−ｌ／２〜
ｌ／２の範囲で、Ｉ，Ｊを中心に画像全部についてそれ
ぞれたたみ込み関数を全部乗算を行ない、それを加えた
ものが結果で、いわゆる２次元のたたみ込み演算を行な
い新しい画像２′を得ている。この方法は原画像Ｉの画
素の全てについて行なわれる。

この方法では第２図に示すように、演算回数が非常に大
きなものとなる。

一例として、画像の縦の画素数をＭ画像の横の画素数をＮたたみ込み関数ｈの縦の大きさをＫたたみ込みの関数ｈの横の大きさをＬとすると、画素当りＫ×Ｌ回の乗算、加算の演算及び画像情報への
アクセスが必要でり、画像全体に対しては、（Ｋ×Ｌ）×（Ｍ×Ｎ）回となる。

例えば、Ｘ線画像の場合、Ｋ＝１０〜６０、Ｌ＝１０〜
６０、Ｍ＝１０００〜２０００であるとすれば、最大の
場合、６０×６０×２０００×２０００＝１４４×１０
０×１０⁶回となる。

そして、放射線画像を得る系の周波数特性は通常第３図
のような形になり、この周波数特性を補正するには第４
図のようになめらかに変化する周波数特性を持つ空間フ
ィルタであれば、系の平均伝達関数を補正したとき特性
が第５図のようになり最適である。

即ち、Ｘ線画像の重要な周波数成分０から１．０ｌｐ／
ｍｍの範囲で系の応答がほぼ１．０となっている。一
方、第１図のような単純な形のフィルタでは、補正をこ
のように正確に行なうことができない。

ところで、このフィルタは画像の細かな所まで、良く補
正しているが、ザラツキが目立つことが解った。そし
て、この原因は放射線画像においては画像情報のほとん
どが空間周波数０．５１ｌｐ／ｍｍ以下のところにあ
り、それ以上の空間周波数では画像情報はあるものの雑
音の割合が大きいということによるものが判明した。

この発明は、画像の細かな所まで、高速な処理で良く補
正することが可能で、ザラツキのない診断性に優れた良
好な画像を得ることができ、特にたたみ込み演算処理を
用いることで、空間周波数フィルタの形状を、画素毎に
自由に設計でき、画像の特性を改善でき、また画像ノイ
ズを最小限に抑えながら、画質の改善が図れる。

従って、放射線画像を走査して、放射線画像情報を読み
出し、電気信号に変換した後、可視像として再生するに
当り、各走査のそれぞれの画素毎に、二次元の所定範囲
のたたみ込み関数をそれぞれ乗算し、このそれぞれの値
を加算するたたみ込み演算を所定の画像について行な
い、かつたたみ込み関数の最大応答の空間周波数、また
はたたみ込み関数の最大応答の空間周波数及び強度を原
画像信号の強度に応じて変化させ、画像を補正してい
る。

ここで具体的なフィルタｈｘ，ｈｙの求め方を説明す
る。

まず、画像取得系の周波数応答を知る必要があるが、Ｘ
線撮影系では、略第４図の曲線ａ〜ｄのいずれかにほぼ
代表されるので、これを適宜選択するようにしておく。
または、画像処理系の特性をで近似して、２ａを指定するようにしておいても、ほぼ
同様な結果が得られる。

ｆ：ｌｐ／ｍｍ２ａ：応答がｌ／ｅになる周波数ｅ：自然対数の低そして、その周波数応答値の逆数をフィルタの応答とす
る。

ここで、第６図で示すフィルタが得られるが、適当なＱ
（１．５〜６．０）以上にフィルタの応答がなる部分で
は、ＢのようにＱの値にするか、またはＣの値のように
空間周波数で３〜５ｌｐ／ｍｍに向って、次第に０にな
るようにしてもよい。

ｈｘ，ｈｙの組み合わせは、種々であるが、ここではｈ
ｘ＝ｈｙ、即ち、画像の周波数成分がＸ，Ｙでほぼ等し
い場合で説明する。

次に、第６図で得られた周波数応答の平方根をとり、こ
れをｈｘ，ｈｙの周波数応答とし、第７図に示す。

さらに、これを逆フーリエ変換し、ｈｘ，ｈｙの実領域
での計数を求める。

以上の計算は、第３図の曲線ａ，ｂ，ｃ，ｄが選択され
た時に、その都度計算してもよいが、望ましくは前もっ
て計算しておいて、ＲＯＭ、またはフロッピーディスク
等に記憶しておき、単に読み出すだけにしておいた方
が、一々計算する時間を省くことができる。

また、Ｑの値は、診断者の好みにより個人差があるがほ
ぼ２．０〜４．０程度が良いということが知られてい
る。

第８図（ａ），（ｂ）は、Ｑを色々変化させて２０人の
医師の判断をグラフにしたものである。

○は原画より判断がしやすい（＋１） △は原画と同じ（０） ×は原画より判断がしにくい（−１）で点数を表わしている。

このようにして得たフィルタの周波数応答が前記第５図
に示すものである。

このフィルタは画像の細かな所まで、良く補正している
ザラツキが目立つことが解った。

この原因はＸ線画像においては、画像情報のほとんどが
空間周波数０．５ｌｐ／ｍｍ以下のところにあり、それ
以上の空間周波数では画像情報はあるものの雑音の割合
が大きいということによることが判明した。

この発明は、たたみ込み関数の空間周波数応答を原画像
信号の強度に応じて変化させ画像を補正することを特徴
としている。

即ち、第９図に示すように、０．５〜１．０ｌｐ／ｍｍ
以上の空間周波数では、強調の度合を弱くして空間周波
数領域での強調をすることで良い結果を得ることができ
る。

前記の説明で第６図の周波数ｆｐを求めるのにＱを設定
し、そのＱに達する周波数ｆｐから以上をＢまたはＣの
ようにしたが、逆に周波数ｆｐを０．５〜１．０ｌｐ／
ｍｍに設定し、その時の周波数応答をＱとして、それ以
上の周波数でＢまたはＣのように次第に低下させてゆく
ことがよいことがわかった。

しかし、画像を得る系によっては、この空間周波数応答
のＱの最大値を３倍以上にしなければ補正できない場合
がある。

この場合、常にこの種のフィルムを用いると、画像に本
来ない疑像が生じる場合がある。例えばバリウム造影剤
を使った胃のＸ線画像の信号の大きさ（濃度）にかかわ
らず空間周波数特性のＱを一定にして前記処理を行なう
と、多量に造影剤が入った低信号の広い面積の部分が必
要以上に強調されて白い縁や真黒の帯等の疑像が発生
し、画像品位を落してしまう。また、低画像信号レベル
でのザラツキが目立ち画像品位を落としてしまう。

これらの疑像の発生を防ぐためには、第１０図（ａ），
（ｂ），（ｃ）に示すような処理が有効である。

即ち、第１０図（ａ）は疑像の発生を防止するために、
空間周波数特性のＱを画像信号Ｓの大きさに応じ、原画
像信号Ｓの弱い所Ｓ１以下では小さく、本来多くの信号
をもつ信号の範囲では大きくし、また強い部分Ｓ２以上
では小さくした例である。

そして、曲線Ａは滑らかに変化させた場合を示し、曲線
ＢはＳ１，Ｓ２で折れまがるようにしたものであるが、
両者の差はほとんど見られなかった。この例の場合、原
画像信号の弱い部分では、Ｑを小さくして画像のザラツ
キを小さくしている。また、原画像信号の強い部分Ｓ２
以上でＱを落とし、黒縁や白縁の発生を防いでいる。

具体的には、低信号部と高信号部が画像全体の多くの部
分を占め、かつこの領域が診断上重要でなく中信号部が
特に診断上重要であるもの、例えば胆のう造影、肝臓造
影がこの場合であり、雑音等が強調されると診断の妨げ
になるので、これら以外の中信号部のみを強調すること
が望ましい場合が、この第１０図（ａ）の例である。

また、胸部正面撮影の場合、たたみ込み関数ｈの特性を
固定すると、背骨や心臓部分の低信号域での雑音が増大
し、視覚的に非常に目立ち画像品位を落し、診断性を劣
化させる。

この場合たたみ込み関数ｈの周波数応答のＱについて背
骨や心臓部分の低信号域で小さくし、肺の部分の高輝度
部で大きくすれば、雑音を抑えることができる。

これが第１０図（ｂ）の場合である。

第１０図（ｃ）に示すものは、血管造形、リンパ管造形
のような低信号域の診断が重要で、その領域が、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。

これらの一例として、胸部正面撮影において、第１０図
（ａ）の周波数応答のＱを用いる場合を説明する。

胸部正面撮影の画像のヒストグラムは第１１図のような
形をしている。Ｕは背骨の部分，Ｖは心臓の部分、Ｗは
肺野部を示しており、一般の撮影では主に肺野部Ｗに関
心があり、背骨の部分Ｕ，心臓の部分Ｖの部分はそれほ
ど重要ではないが、ある程度形状が解読できれば良いと
いわれている。そこで、第１０図（ａ）で示したような
原画像信号の下位値Ｓ１と上位値Ｓ２とを、このヒスト
グラムから決定することができる。この下位値Ｓ１以下
及び上位置Ｓ２以上は、余り補正する必要がない。即
ち、下位値Ｓ１以下はＳ／Ｎが悪く、また上位値Ｓ２以
上はＳ／Ｎが良いが、強調すると前記した白縁や黒縁が
生じるおそれがある。この下位値Ｓ１をｍｉｎ＋（ｍａ
ｘ−ｍｉｎ）α１、α１は（０．１〜０．５）程度に
し、上位値Ｓ２をｍｉｎ＋（ｍａｘ−ｍｉｎ）α２、α
２は（０．８〜１．５）程度にしても良い。また、ヒス
トグラムのルイ積が３０〜５０％になる点をＳ１、ヒス
トグラムのルイ積が全画像の８０〜９０％になる信号強
度の０．８〜１．５倍をＳ２にしても良い。

その他の部位においても、その部位のヒストグラムより
同様な方法でＳ１，Ｓ２を決定することができるが、部
位に応じてどんな部位を撮影されたかを判別することは
困難であるので、押しボタン等で、選択されるようにし
ておくことで実現できる。

このように、Ｑの値を画像信号の強度により変化させた
場合、前記の第８図（ａ）と同様な評価を行なったとこ
ろ、第１２図（ａ）に示す結果を得た。

この例は胸部Ｘ線画像で第１０図（ａ）の例を評価した
ものである。この場合Ｑはフィルタの最大の周波数応答
（Ｑｍ）を用いて表わしてある。これによると、第１２
図（ａ），（ｂ）に示すようにＱの範囲は３〜６程度で
あることがわかる。

いままでの説明では、フィルタが最大応答をする空間周
波数ｆｐを固定していたが、この空間周波数ｆｐを画像
信号に対して変化させることも、画質を改善するために
用いることができる。

例えば、第１３図に示すように、画像信号が弱い部分で
は空間周波数ｆｐを低くし、即ち、Ｓ／Ｎが悪い信号に
対しては低空間周波数領域を補正し、或程度Ｓ／Ｎが良
い部分では、高空間周波数まで補正する方法である。

また、第９図の周波数ｆｃ、即ち、フィルタの周波数応
答が０．１程度になる周波数を画像信号に応じて変化さ
せることで、画像のザラツキを抑える効果がある。

即ち、第１４図（ａ），（ｂ）のように、原画信号、雑
音比の低い信号レベルでは空間周波数ｆｃを小さくし、
Ｓ／Ｎの十分ある中から高信号レベルでは周波数ｆｃを
高めに設定することで、低信号レベル部の雑音を抑える
ことができる。

また、前記第１１図のように、高信号レベル部で再び空
間周波数ｆｃを上げると低信号レベルから高信号レベル
に急激に変化している画像に対して疑像の発生を抑え、
かつ診断に影響する部分を充分に補正することが可能で
ある。

さらに、第１５図に示すように周波数応答のＱを変化さ
せることを同時に行なうと、さらに効果があることはい
うまでもない。

［発明の効果］この発明は前記のように、人間の目の視覚特性や蓄積性
螢光体の雑音特性に適した画像処理を高速に行なうこと
ができ、特に画像の細かな所まで、高速な処理で良く補
正することが可能で、ザラツキのない診断性に優れた良
好な画像を得ることができる。

特に、各捜査のそれぞれの画素毎に、二次元の所定範囲
のたたみ込み関数をそれぞれ乗算し、このそれぞれの値
を加算するたたみ込み演算を所定の画像について行なう
ことで、空間周波数フィルタの形状を、画素毎に自由に
設計することができ、画像の特性を改善できる。

また、たたみ込み関数の最大応答の空間周波数、または
たたみ込み関数の最大応答の空間周波数及び強度を原画
像信号の強度に応じて変化させることにより、画像ノイ
ズを最小限に抑えながら、画質の改善が図られる。

【図面の簡単な説明】

第１図は従来の空間周波数フィルタの特性例を示す図、
第２図はたたみ込み演算の説明図、第３図は放射線画像
を得る系の代表的な周波数特性図、第４図はこの発明の
フィルタの周波数特性の例を示す図、第５図は補正され
たときの周波数特性を示す図、第６図及び第７図はこの
発明のフィルタの周波数特性の例を説明する図、第８図
は処理に対する医師の評価を示す図、第９図はこの発明
のフィルタの周波数特性例を示す図、第１０図は画像信
号に対するＱの変化例を示す図、第１１図は胸部Ｘ線画
像のヒストグラム例を示す図、第１２図は他の処理に対
する医師の評価を示す図、第１３図は画像信号に対する
ｆｐの変化例を示す図、第１４図は画像信号に対するｆ
ｃの変化例を示す図、第１５図は画像信号に対するフィ
ルタ特性例を示す図である。１，１′……画像２，２′……画素

───────────────────────────────────────────────────── 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 ４００Ａ 9191−5ＬＨ０４Ｎ 5/325 7/18 Ｋ

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】放射線画像を走査して、放射線画像情報を
読み出し、電気信号に変換した後、可視像として再生す
るに当り、各走査のそれぞれの画素毎に、二次元の所定
範囲のたたみ込み関数をそれぞれ乗算し、このそれぞれ
の値を加算するたたみ込み演算を所定の画像について行
ない、かつ前記たたみ込み関数の最大応答の空間周波
数、または前記たたみ込み関数の最大応答の空間周波数
及び強度を原画像信号の強度に応じて変化させ、前記画
像を補正することを特徴とする放射線画像処理方法。