JPH069378B2 - 放射線画像処理方法および装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 （発明の分野） 本発明は放射線画像の画像処理方法および装置、特に蓄
積性螢光体シートを用いて放射線画像情報を記録再生す
るシステムにおける画像の周波数処理方法および装置に
関するものである。

（発明の技術的背景） 蓄積性螢光体を利用して、人体等の放射線画像情報を記
録再生する方法が開発され、その実施のための種々の方
法、装置が提案されている（例えば特開昭55-12429号、
同56-11395号、同56-104645号、同55-116340号等）。

この蓄積性螢光体を用いた放射線画像情報記録再生方法
においては、電気的に得た画像信号に各種の画像処理を
施すことができるため、特に医療画像を対象とした技術
に応用した場合は、診断性能を向上する上に特に効果が
ある。

上記診断性能向上のための１つの画像処理の方法とし
て、周波数強調が提案されている（特開昭55-163472
号）この種の医療画像に対して周波数強調を行なうこと
は、診断性能を高める上に特に効果がある。上記特開昭
55-163472号に記載された周波数処理方法は、蓄積性螢
光体材料を走査して得られた輝尽発光光から読み取られ
た画像信号を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Ｓｕｓ（所定の非鮮鋭マス
クの範囲における画素のデジタル信号の平均値）、周波
数処理強調係数をβとしたときに、Ｓｏｒｇ＋β（Ｓｏ
ｒｇ−Ｓｕｓ）なる演算を行なって超低空間周波数以上
の周波数成分を強調するようにしたものであるが、この
方法には次のような欠点があることが見出された。

すなわち、上記周波数強調によると、対象物の大きさに
関係なくそのエッジが強調されてしまうので、大きな構
造物と小さな構造物が重なった部分では、かえって画像
が見えにくくなるという難点がある。また、上記重なっ
た部分以外においても、対象物のエッジ部で余分なオー
バーシュートあるいはアンダーシュートが発生して、偽
画像を発生せしめて診断上好ましくない結果をもたら
す。

この従来方法における上記欠点についてさらに図面を用
いて一次元の例について詳細に説明すると、第１Ａ図か
ら第１Ｄ図に示すように縦軸に信号のレベル、横軸に時
間（位置）を取ると、画像信号は、第１Ａ図に示すよう
なＳｏｒｇのの信号から、第１Ｂ図に示すような非鮮鋭
マスク信号Ｓｕｓをひいて、第１ｃ図に示すようなＳｏ
ｒｇ−Ｓｕｓを得、これに強調係数βを掛けたものをＳ
ｏｒｇに加えると、第１Ｄ図のようなオーバーシュート
ＡおよびアンダーシュートＢを有するエッジが強調され
た画像が得られる。この従来方法においては、非鮮鋭マ
スクの大きさが対象物の大きさ以上であるときに、対象
物のコントラストが増加するという利点があるが、同時
にエッジも強調されることになる。しかも、このような
エッジの強調は、構造物の大きさには依存せず、構造物
のエッジの勾配に依存し、勾配が大きければより強調さ
れ易いというように作用する。したがって、骨や心臓な
どは大きな構造物であるにもかかわらず、急峻なエッジ
を持っているので、非鮮鋭マスクの大きさが構造物の大
きさより小さい時でもエッジ部分は、オーバーシュー
ト、アンダーシュートがつき、強調される。しかも、こ
のオーバーシュート、アンダーシュートのコントラスト
が大きい時には、本来そこにあるべき画像情報をこのオ
ーバーシュート、アンダーシュートが重なったことによ
り低下せしめ一種の偽画像として作用し、診断性能を低
下せしめることがある。このため、前述のように、細か
い構造物も大きな構造物も共に強調されるとともに、オ
ーバーシュート、アンダーシュートによる偽画像を発生
せしめ、画像をかえって見にくくするものとなってい
る。

（発明の目的） 本発明は、上記従来技術の問題点に鑑み、細かい構造物
のみ周波数強調を行ない、オーバーシュートあるいはア
ンダーシュートによる偽画像の発生のない周波数強調を
可能とした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。

（発明の構成） 本発明による放射線画像処理方法は、上記従来技術にお
ける周波数強調処理において、非鮮鋭マスク信号（Ｓｕ
ｓ）を従来非鮮鋭マスク内の画素の画像信号の平均値を
とっていたのに対し、所定のマスク内の画素の画像信号
のメディアン値（中央値）としたことを特徴としたもの
である。すなわち、Ｎ×Ｎ画素で構成される非鮮鋭マス
クの中のデジタル画像データの中のメディアン（累積ヒ
ストグラムで下から（Ｎ^２＋１）／２（Ｎ：奇数）、Ｎ
^２／２またはＮ^２／２＋１（Ｎ：偶数）番目のデータ）
を非鮮鋭マスク信号（Ｓｕｓ）として採用するようにし
たことを特徴とするものである。

（発明の効果） 本発明による放射線画像方法は、非鮮鋭マスク信号とし
て、メディアン値を採用することにより、後に詳述する
ように強調される対象物の大きさを非鮮鋭マスクの約半
分以下の対象物に限定することを可能にするとともに、
オーバーシュートあるいはアンダーシュートの発生を防
止し、偽画像を除去する効果を有する。

したがって、特にこの方法を医療画像の分野に応用した
場合には、肋骨や心臓等の大面積構造物は強調されず、
血管影のみ強調されるので、特に肺野の血管影の抽出に
適しており、見やすく診断性能の高い画像を得ることが
できる。また、骨の細部の構造あるいは胃の像影におけ
る胃壁の抽出にも適しており、医療画像の分野において
診断性能を著しく高めることができるものである。ま
た、オーバーシュートやアンダーシュートによる偽画像
の発生を防止することができるので、特に骨のエッジ付
近の形状等が正しく表示されるようになり、誤診を招か
ないという医療上極めて好ましい結果をもたらすもので
ある。

（実施態様） 以下図面により本発明の実施態様について詳細に説明す
る。

第２図は、本発明の放射線画像処理方法を実施する装置
の一例を概略的に示すものである。放射線画像情報が蓄
積された蓄積性螢光体シート１に、レーザ光源２からの
レーザビーム２Ａがカルバノメータミラー３を介して走
査せしめ、これにより蓄積螢光体シート１から輝尽発光
光を発生せしめ、この輝尽発光光を集光ガイド４により
集光してフォトマル等の光電検出器５に入射せしめ、輝
尽発光光すなわち蓄積された放射線画像情報を担持した
光を電気信号Ｓｏｒｇに変換する。このようにして得ら
れた画像信号Ｓｏｒｇ、あるいはすでにこのようにして
得られた画像信号を一旦記録した磁気テープあるいは磁
気ディスク記録装置６から出力された画像信号Ｓｏｒｇ
をメディアン計算部７に入力する。メディアン計算部７
では所定の非鮮鋭マスク（サイズＮ×Ｎ）内の画素につ
いての画像信号あるいはデジタルデータのメディアン
（Ｓｕｓ）を算出し、そのメディアン（Ｓｕｓ）と共に
オリジナル画像信号（Ｓｏｒｇ）を出力して、演算部８
に入力する。この演算部８ではＳｏｒｇ＋β（Ｓｏｒｇ
−Ｓｕｓ）なる演算（周波数処理）を行ない、最終的な
周波数強調を施された画像信号Ｓを出力する。

上記演算（削除）は、ライン単位の同期を行なうマルチ
プロセサー構成としてもよいし、第３図に示すように、
メディアンの計算と周波数処理の計算とを非同期で行な
うようにしてもよい。、すなわち、第３図に示すよう
に、画像信号Ｓｏｒｇを画像メモリー１０に入力し、こ
こに蓄積された画像情報すなわちデジタルデータに基づ
いて、メディアン計算部７′および周波数処理演算部
８′において互いに非同期でそれぞれメディアン値の計
算および周波数処理の計算を行ない、最終的な画像信号
Ｓをメモリー１０から出力するようにしてもよい。この
第３図の場合は、リアルタイム性が低いという欠点があ
るが、メディアンに基づく画像のみを出力することも可
能であるという利点がある。なお、この例においても、
メディアン計算部７′における計算と、演算部８′にお
ける計算を単一プロセッサにより同期して行なうように
してもよいのは勿論である。

出力された画像信号は、記録装置あるいは再生装置に送
出され、記録あるいは再生される。すなわち、例えば保
存用の磁気テープ、磁気ディスク等に再び収納されても
よいし、ＣＲＴや感光材料に可視像として再生してもよ
い。

上記のようにメディアン値を非鮮鋭マスク信号として採
用した非鮮鋭マスク処理すなわち周波数強調処理による
効果を対象物を理想的に矩形波とした場合について以下
第４Ａ図から第４Ｅ図を用いて説明する（一次元の
例）。第４Ａ図に原画像のデータすなわち画像信号Ｓｏ
ｒｇを示す。この第４Ａ図では、幅Ｌを有する矩形波状
の対象物を例にとって示す。マスクのサイズ（Ｎ画素）
がこの対象物の大きさ（Ｌ画素）の２倍より大きい場合
には、メディアン値は第４Ｂ図に示すようにこの対象物
の中において一定値を保った直線状に分布するので、こ
のメディアン値を用いた周波数処理の演算によれば第４
Ｃ図に示すように対象物の部分だけ特に強調された画像
信号Ｓ＝Ｓｏｒｇ＋（Ｓｏｒｇ−Ｓｕｓ）が得られる。
このようにこの方法によれば細かい構造物を選択的に強
調することができる。また、第４Ｃ図から明らかなよう
に、オーバーシュートあるいはアンダーシュートはまっ
たく見られない。

マスクサイズが対象物の大きさ（Ｌ画素）の２倍より小
さい場合には、非鮮鋭マスク信号（Ｓｕｓ）は、第４Ｄ
図に示すようにオリジナルの画像信号Ｓｏｒｇと同じ信
号となるため、周波数処理のための演算をした後の信号
は、第４Ｅ図に示すように元の信号Ｓｏｒｇと全く変わ
らないものとなる。すなわち、この場合は、比較的大き
い構造物は強調されないこととなる。もちろん、この場
合も、オーバーシュート、アンダーシュートを生じない
画像が得られる。

上記第４Ａ図から第４Ｅ図の説明は、対象物が理想的な
矩形波の場合につき展開されたが、本発明者は、実際の
種々の医療画像上に本方法を適用し、理想的な矩形波の
場合と同様な効果が得られることを確認した。すなわ
ち、本発明の方法によれば、細かい構造物は強調される
一方、比較的大きい構造物は強調されず、両者が重なる
部分においても見やすい画像を得ることができる。ま
た、オーバーシュート、アンダーシュートを生ずること
もないので、偽画像による画質の劣化もなく、診断性能
の高い画像を得ることができる。本発明においては、高
周波成分に含まれる雑音も強調されるが、第７図に示さ
れるように強調係数βのかわりに、強調関数Ｆ（Ｓｏｒ
ｇ）を用いれば、その影響はほとんど除去される。すな
わち、Ｘ線画像で主体となるＸ線量子雑音は低露光量部
すなわち画像上の低輝尽発光部に頻繁に出現するので、
低輝尽発光部で強調係数を減少するような非線形強調関
数により、本発明の利点を生かしつつ雑音の影響を除去
することができる。

このように、強調係数βは、一定の大きさの数に限ら
ず、例えばＳｏｒｇの大きさに応じて変化する上記関数
のような可変数でもよく、本明細書では定数の他に可変
数も含めて強調係数と呼ぶものとする。

なお、上記各実施例においては、医療画像を対象とした
説明を中心として述べたが、これは工業用の画像におい
ても、全く同じように周波数強調および偽画像の発生防
止が実現されるので、工業上も利用価値の高いものであ
ることは言うまでもない。

次に、前記メディアン計算部７における具体的な計算方
法の例を説明する。

第５図に示すように、位置ｉｊにおけるオリジナル画像
信号をＳｏｒｇ（ｉ，ｊ）とした場合、これに対する非
鮮鋭マスク信号すなわちメディアン値（Ｓｕｓ）を求め
る方法について説明する。まず、デジタル画像中のマス
ク内の累積ヒストグラムＣＵＭＵＬ（Ｉ）を作る。（第
６図参照）具体的には、この場合マスクの大きさがＮ
（＝３）×Ｎ（＝３）であり、デジタル画像データが８
ビットの深さを持っている場合について説明する。その
場合、マスク画素数Ｎ×Ｎは９であり、メディアン値Ｍ
は下から数えて５番目のデータであり、それを累積ヒス
トグラムにおける値と比較する。この時、累積ヒストグ
ラムＣＵＭＵＬ（Ｉ）との比較は０から始めてもよいし
２５５から始めてもよい。あるいは、あらかじめ前の画
素についてのメディアン値を記憶しておいて、そこから
左右に比較していってもよい。

次に、ＣＵＭＵＬ（Ｉ）≧（Ｎ^２＋１）／２となったＩ
をそのマスクの位置でのメディアン値とする。すなわ
ち、これがＳｏｒｇ（ｉ，ｊ）に対する非鮮鋭マスク信
号Ｓｕｓとなる。

次に第５図においてマスクを１つずつずらすときには、
Ｊ−１列目のＮ個の画像信号に関してその信号の大きさ
（図５中ｇｒａｙ ｌｅｖｅｌ）の頻度を累積ヒストグ
ラムから減じ、新たにｊ＋２列目のＮ個の画像信号に関
してその信号の大きさの頻度を加える。すなわち、 ＣＵＭＵＬ（Ｋ）＝ＣＵＭＵＬ（Ｋ）−１ 但しＳｏｒｇ（ｉ，ｊ−１）≦Ｋ≦２５５ ＣＵＭＵＬ（Ｌ）＝ＣＵＭＵＬ（Ｌ）＋１ 但しＳｏｒｇ（ｉ，ｊ＋２）≦Ｌ≦２５５ なる演算を、ｉ＝１〜Ｎまで繰り返す。また、マスクを
下にずらす場合には同様な演算を行（Ｉ）について行な
う。

このようにして、非鮮鋭マスク信号すなわち、メディア
ン値Ｓｕｓを求める。もちろん、上記説明においては、
８ビットの場合について説明したが、実用上は１０ビッ
ト（この場合２５５は１０２３になる）等、８ビット以
上の深さを持つ画像信号に適用してもよい。また、マス
ク形状は必ずしも正方形（Ｎ×Ｎ）でなくてもよく、Ｍ
×Ｎの長方形でもまた直径Ｒの円形でもよい。

また放射線画像の画像信号の空間分布はゆるやかに変化
することを利用してマスク内のＮ×Ｎ個の全ての画像を
利用せず、一部分の画素を利用してメディアン値を求め
てもよい。第８図には、７×７のマスク内で、十字形、
エックス形、及びその組合わせで示されるような部分の
画素のみを使う例を示す。この手法によれば、近似的に
ではあるが、マスク内のメディアン値を計算できるとと
もに、累積ヒストグラムを計算する際に取り扱うデータ
数が少くなるので、計算時間を短縮することができる。

【図面の簡単な説明】

第１Ａ，１Ｂ，１Ｃおよび１Ｄ図は、従来の周波数処理
における画像信号を示すグラフ、第２図は本発明の方法
を実施する装置の一例を示す概略図、第３図はその一部
の変更例を示すブロック図、第４Ａ，４Ｂ，４Ｃ，４Ｄ
および４Ｅ図は、本発明により周波数処理される信号を
示すグラフ、第５図および第６図は本発明において求め
られる非鮮鋭マスク信号の計算方法を説明する図、第７
図は強調係数の変更例を示すグラフ、第８図（ａ）
（ｂ）（ｃ）はメディアン値を求める方法の異なった例
を示す図である。 １……蓄積性螢光体シート、５……検出器 ７……メディアン計算部 ８……周波数処理演算部 １０……画像メモリー

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 舟橋 毅 神奈川県足柄上郡開成町宮台798番地 富 士写真フイルム株式会社内 (72)発明者 石田 正光 神奈川県足柄上郡開成町宮台798番地 富 士写真フイルム株式会社内 (72)発明者 ジエームス・テイー・カラム アメリカ合衆国 コネテイカツト州 シエ ルトン ブリツジポート アベニユー 710 フイリツプス メデイカル システ ムズ インコーポレイテツド内 (56)参考文献 特開 昭56−104645（ＪＰ，Ａ) 廣田 薫「画像パターン認識」（昭59− ７−１）マグロウヒル株式会社Ｐ．34−35

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】放射線画像情報が蓄積記録された蓄積性螢
   光体シートに励起光を走査することにより発光される輝
   尽発光光を光電的に読み取り、これにより読み取った電
   気信号を用いて、前記放射線画像情報を可視像として再
   生する方法において、 前記電気信号を励起光の走査点に対応する多数の画素毎
   のデジタル信号（Ｓｏｒｇ）に変換し、所望の大きさの
   マスク内の前記画素のデジタル信号のメディアン値（Ｓ
   ｕｓ）を求め、周波数強調係数βを用いて Ｓｏｒｇ＋β（Ｓｏｒｇ−Ｓｕｓ）なる演算を行ない、
   画像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. 【請求項２】前記マスクの大きさを、画像中の強調した
   い対象物の大きさの約２倍以上としたことを特徴とする
   特許請求の範囲第１項記載の放射線画像処理方法。
3. 【請求項３】前記メディアン値を、マスク内で十字形、
   エックス字形、または両者の組合わせで特徴づけられる
   部分の領域のデジタル信号について求めることを特徴と
   する特許請求範囲第１項または第２項記載の放射線画像
   処理方法。
4. 【請求項４】放射線画像情報が蓄積記録されている蓄積
   性螢光体シートに、励起光を走査して画像情報に応じた
   輝尽発光光を発光させる励起光源と、この輝尽発光光を
   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画像情報記録再生シ
   ステムにおける信号処理装置において、 前記演算装置が、前記電気信号を画素毎のデジタル画像
   信号（Ｓｏｒｇ）に変換する変換器、所定の大きさのマ
   スク内の画素のデジタル画像信号（Ｓｏｒｇ）のメディ
   アン値（Ｓｕｓ）を算出する第１の演算部、および周波
   数強調係数をβとしたとき Ｓｏｒｇ＋β（Ｓｏｒｇ−Ｓｕｓ） なる演算を行なう第２の演算部を備えたものであること
   を特徴とする放射線画像処理装置。
5. 【請求項５】前記第１の演算部と第２の演算部が、同一
   のプロセッサから成ることを特徴とする特許請求の範囲
   第４項記載の放射線画像処理装置。