JPS60242838A - 放射線画像処理方法 - 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） 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、或いはキシン性
蛍光体の発光量を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、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
、増感用の蛍光体、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
得るような方法と、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の２種類に大別される。す
なわち、空間周波数処理と、階調変換処理の２つである
。

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は原画像信す、Ｄｏｓ
は原画信号Ｄｏ　ｒｇ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をめ、原画信号Ｄｏｒｇから′ｇ算するこ
とにより高空間周波数成分をめ、それを原画信号Ｄｏｒ
ｇ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Ｄｕｓ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
複数個水める必要があるが、演算時間が非常に長くなり
実用的でない。

Ｄ＝Ｄｏｒｇ＋βｌ　（Ｄｏｒｇ−Ｄｕｓ　ｌ）＋β２
　（Ｄｏ　ｒｇ−Ｄｏｓ２）＋＋＋　拳−・・・（２） または、非鮮鋭マスク信号Ｄｏｓをめずに、これを実現
するには、式（３）を用し）ることがよ（Ｉ＋に、Ｊ＋
ＪＪ）　・　・　・　（３）即ち、第２図に示すように
、原画像ｌの例えば横方向に１番１］と、縦方向に３番
目の画素２について、画素２を中心とする横方向−に／
２〜に／２と縦方向−交／２〜見／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ｌの画素の全てについて行なわれ
る。

しかし、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。

−例として。

画像の縦の画素数をＭ 画像の横の画素数をＮ たたみ込み関数りの縦の大きさをＫ たたみ込み関数りの横の大きさをＬとすると、画’＞ｈ
ＰすＫＸＬ回の乗算、加算の演算及び画像情報へのアク
セスが必要であり１画像全体に対しては。

（ＫＸＬ）ｘ　（ＭｘＮ）回となる。

例えば、放射線画像の場合、Ｋ＝ｌＯ〜６０、Ｌ−１０
〜６０、Ｍ＝１０００〜２０００であるとすれば、最大
の場合、６０Ｘ６０Ｘ２０００Ｘ２０００＝　ｌ　４４
Ｘ１００Ｘ１０回となる。

従って、１回の画像情報へのアクセス、乗算、加算の演
算を、例えば１ｏＯｎｓｅｃ　（１００Ｘ７ １０　ｓ　ｅ　ｃ）で行なうとしても、１４４０秒＝２
４分程度かかる。１日８時間で数百枚の画像を処理する
ためには実用的ではない。

また、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、放射線画像の重
要な周波数成分０から１．０ｉ　ｐ／ｍｍｇ）！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。

（発明の目的） この発明はかかる実情に鑑みなされたもので、前記の問
題点を解決し、任意形のフィルタを現実性のある速度で
実行し、より診断性の良い画像をＹＵ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。

（発明の構成） この発明は前記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、横方向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績算
を所定の画像について行ない、かつ前記画素毎に縦方向
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処理を行ない、前
記それぞれの結果を加算して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づき詳細に説明する。

第６図はこの発明の方法による補正の方法を示している
。

この方法はＸ線画像において、 たたみ込み演算 ΣΣｈ（文、ｍ）ＸＤ（Ｉ十交、Ｊ＋ｍ）の回数をへら
し、かつ実用上はとんど任意のフィルタを実現すること
にある。

この発明はＸ線画像における空間フィルタとして、 Ｄｘｙ　（Ｉ　、Ｊ）　−Σｈｘ（文）ＸＤ　（１＋文
、Ｊ）　＋Σｈｙ　（ｋ）ＸＤ （Ｉ、Ｊ　十交） という横、縦のｘ、ｙ２軸方向のたたみ込み演算により
、前記の２次元たたみ込み（３）式と同等の性能を実現
している。

この方法では第６図（ａ）に示すように、原画像６１の
例えば横方向に工番目と、縦方向にＪ番Ｌ１の画素６２
について、たたみ込み範囲を近傍の横Ｘ方向−Ｌ／２〜
Ｌ／２と縦方向−に７２〜に／２の全部について行なわ
ないで、画素６２を中心とする横Ｘ方向と縦ｙ方向につ
いてのみ行なうようにしている。

即ち、画素６２上に第６図（ｂ）に示す横方向のたたみ
込み関数ｈｘを合せて、画素６２とたたみ込み関数ｈｘ
、：’をかけ合わせて、横方向のたたみ込みの結果を得
る。同様に第６図（Ｃ）に示す縦方向のたたみ込みの結
果を得ておき、この２つを加えて新しい画素とする。

この処理を画像全部に行ない処理画像を得る。

または、第６図（ｅ）に示すように、原画像６１に、横
方向Ｘと縦方向ｙのたたみ込み結果を保存し、後で加え
るようにして処理画像６１′を得るようにしてもよい。

　□ この方法によれば、２次元のたたみ込み（３）式とは空
間周波数の高域において変調伝達関数が大きく異なるに
もかかわらず、はとんど視覚的に回等の性能を有する。

また、演算回数は、この方法によれば（Ｌ＋Ｋ）Ｘ　（
ＮｘＭ）回となり、例えば前記と同様に計算すると、Ｌ
＝に＝６０として約ｌ／３０の４８秒程度となる。

ここで具体的なフィルタｈｘ、ｈｙのめ力を説明する。

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、これを適宜這択するようにしておく
。ま゛たは、画像処理系の特性＋、、の°ア４゜、ア、
２゜。オオ６よう１ユ、アおいても、はぼ同様な結果が
得られる。

ｆ：ｌｐ／ｍｍ ２ａ：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７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３〜５１　ｐ／ｍｍ
に向って、次第に０になるようにしてもよい。ｈｘ、ｈ
ｙの組み合わせは、種々であるが、ここではｈｘ＝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７図で得られた周波数応答の１／２をｈｘ、ｈ
ｙの周波数応答とし、第８図に示す。

さらに、これを逆フーリエ変換し、ｈｘ、ｈｙの実領域
での計数をめる。

以」、の計算は、第３図の曲線・、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、−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かほ
ぼ２．０〜４．０程度が良いということが知られている
。

第９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。

Ｏは原画より判断がしやすい　（＋１）Δは原画と同じ
　（０） Ｘ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、良く表現している
がザラツキか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０．５１ｐ／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か判明した。

従って、第１Ｏ図に示すように、０．５〜１゜０１ｐ／
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
出きる。

即ち、前記の説明で第７図の周波数ｆｐをめるのにＱを
設定し、そのＱに達する周波数ｆｐから以上なりまたは
Ｃのようにしたが、逆に周波数ｆｐを０　、５〜１　、
０１　ｐ／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４借景り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タを用１．％ると、画像
に本来ない擬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くａ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擬像が発
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。

これらの擬像の発生を防ぐためには、第１１図（ａ、）
、（ｂ）、（ｃ）に示すような処理が有効である。

即ち、第１１図（ａ）は擬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Ｓｔ以下では小さく１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８２以下
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Ｓｔ、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１１図Ｃａ）の例である。

また、胸部正面撮影の場合、たたみ込み関数りの特性を
固定すると、背骨や心臓部分の低輝度での雑音が増大し
、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りの周数数応答のＱに一ついて
背骨や心臓部分の低輝度域で小さくし、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１１図（ｂ）の場合である。

第１１図（Ｃ）に示すものは、血管造形、リンパ管造形
のような低輝度部の診断が重要で、その低輝度の領域が
、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−例として、胸部正面撮影において、第１１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１２図のような
形をしている。Ｕは背骨の部分、■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
１１図（ａ）で示したような原画像信号の下位値３１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３１以下及び上位値５２以上は、余
り補正する必要がない。即ち、下位値３１以下はＳｌＮ
が悪く、また上位値３２以上はＳｌＮが良いが、強調す
ると前記した由縁や黒縁が生じるおそれがある。この下
位値Ｓ１をｍｉ　ｎ＋　（ｍａｘ−ｍｉｎ）αｉ、α１
は（０，１〜０．５）程度にし、−に位値Ｓ２をｍｉ　
ｎ＋　（ｍａｘ−ｍｉ　ｎ）ａ２、α２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Ｓｌ、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５２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Ｓｌ、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９図（ａ）と同様な評価を行なったとこ
ろ、第１３図（ａ）に示す結果を得た。

この例は胸部Ｘ線画像で第１１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
ＣＱｍ）を用いて表わしである。

これによると、第１３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１４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、ＳｌＮが悪い信号に
対しては低空間周波数領域を補正し、成程度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１θ図の周波数ｆｃ、即ち、フィルタの周波数
応答が０．１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１５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／Ｈ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１２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擬像の発生を抑え、
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１６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。

前記したように、この発明の主目的は画像を得る系の平
均伝達関数の補正を行ない、診断性の良い画像を提供す
ることにあるが、さらに、前記の濃鹸領域の変換も同時
に行なうことができる。

即ち、たたみ込み関数ｈｘ、ｈｙの０空間周波数特性を
各画像信号の強度により、変化させるこトチ゛コれを実
現することができる。

Ｐ＝Σｈｘ＋Σｈｙ　・・・（Ｄ） なるＰＩｃ画像信号に応じて変化させることがそれであ
る。

第１７図（ａ）に示すＤは、前記Ｐが常数ｌ。

Ｏの時の０空間周波数に対しての画像信号の応答を示し
ているが、普通Ｘ線画像の再生には曲線Ｅのように診断
に重要な部分Ｆのコントラストを上げ、それ以外の部分
のコントラストを落すことが行なわれている。

写真フィルムでは水性曲線がこれにあたる。

この方法では得たい水性曲線をＥとすると、Ｐを第１７
図（ｂ）のようにＥ／ＤなるＥｌを与えることで実現し
ている。

まず、たたみ込み関数りの周波数特性を第１６図のよう
に決定し、次のそのたたみ込み関数りにこのＰを乗じて
使用するたたみ込み関数りを決定する。

このＰはＰ＝ＰｘＸｈｘ＋ＰｙＸｈｙ−ｃ、Ｐｘ＝Ｐｙ
’＝Ｐ／２として、Ｐｘ、ｐｙをめるのが最っとも簡単
である。

また、この発明の他の目的は１画像が非等方的な周波数
応答、即ち、画像の縦方向及び横方向に異なる周波数応
答をもつ系を通過した場合、例えば段層撮影等によるＸ
線画像をも補正することにある。

ここでいう断層撮影では、第１８図に示すように、被写
体４１の一定面内でＸｉ源４２がら常に同一点Ｏを通過
するＸ線が常にＸ線検出器４３、例えばフィルムの蛍光
体等の同一時に到達するようにし、他の被写体４１の他
面では、Ｘ線検出器４３の他の部分に到達するようにし
て（Ｖｑ　文１−−Ｖｌｌｘ　としてＸ線を照射しなが
ら移動させる）被写体４１の断面の像を得るものである
。

このような系の場合、Ｘ方向、Ｙ方向の周波数応答がそ
れぞれ異なるため、それぞれ別にたたみ込み関数ｈｘ、
ｈｙを用いることが診断性能を」二げることかわかった
。

即ち、第１９５！Ｊに示すように、被写体がＸ方向に相
対的に移動している場合、たたみ込み関数ｈＸの強調周
波数をｈｙよりも下げ、強調度ＱｙはＱｘよりも大きく
するこりにより、この非等方性を補正することができる
。そして、前記したようにこれにＱ　、　ｆ　ｃ　、　
ｆ　ｐ　、　Ｐの変化も同時に追加できることはいうま
でもない。

（発明の効果） この発明は前記のように、各走査のそれぞれの画素毎に
、所定範囲の横方向のたたみ込み関数とそれぞれ乗算と
加算を行ない、同様に縦方向のたたに込み関数で同様に
それぞれ乗算と加算のたたみ込み演算を行ない、それぞ
れの結果を加算して画像を補正するようになしたため、
任意の形の空間フィルタを現実性のある速度で実行する
ことができ、しかも診断性の良い画像を得ることができ
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図はこの発明のたた
み込み方法の説明図、第７図及び第８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９図は処理に
対する医師の評価を示す図、第１０図はこの発明のフィ
ルタの周波数特性例を示す図、第１１図は画像信号に対
するＱの変化例を示す図、第１２は胸部Ｘ線画像のヒス
トグラム例を示す図、第、１３１Δは他の処理に対する
医師の評価を示す図、第１４図は画像信号に対するｆｐ
の変化例を示す図、第１５図は画像信号に対するｆｃの
変化例を示す図、第１６図は画像信号に対するフィルタ
特性例を示す図、第１７図は階調処理方法の説明図、第
１８図は断層撮影方法の説明図、第１９図は非等方フィ
ルタ周波数特性例を示す図である。 １．１′、６１．６１’・・・画像 ２．２′、６２，６３，６４．６２’　、６３’　。 ６４′・・・画素 Ａ・・・横方向の所定範囲のたたみ込み関数Ｂ・・・縦
方向の所定範囲のたたみ込み関数時　許　出　願　人　
小西六写真工業株式会社第３図 室開困涙Ｋ　ＩＰ／ｍｍ 第４図 ７間周涙（先＋Ｐ／ｍｍ 第５図 空閏周３交放、ＩＰ／ｍｍ 第７図 第８図 第９図 （ａ） （ｂ） （ａ） 第１２１Ｑ 　Ｖ　Ｗ ｍ１ｎ　ｍ　ａｘ シイ［４１１号 第１３図 （ｂ） 第１４図 、ｌｊ）　イｌｄｉ　’ｉ　Ｓ 第１５図 （ａ）　（ｂ） 、ｊｕ　像イ１！　Ｓ　Ｉ！／４客Ｃイｆ！　Ｓ第１６
ＩＯ 空間局波枚ｆ、 第１７図 セやＪイ（ヒ住う５　Ｓ 第１９図 γ間闇汲］幻ｆ 手続補正書 昭和６０年８月１４日 １　事件の表示 昭和５９年特許願第９９３２２号 ？　発明の名称　放射線画像処理方法 ３　補正をする者 氏名　（１２？）小西六写真工業株式会社７　補正の内
容　別紙の通り。 （１）明細書第２頁第７行の［上ジン性蛍光体Ｊを「蓄
積性螢光体」に訂正する。 （２）同書第２頁第１８行の「蛍光体」を「螢光体」に
訂正する。 （３）同書第１２頁第５行の「表現」を「補正１に訂正
する。 （４）同書第１４頁第２行の「以下」を゛「以上」に訂
正する６ （５）同書第１４頁第１９行の「低輝度」を「低信号領
域」に訂正する。 （６）同書第１５頁第３行の「低輝度域Ｊｔｉｌ−「低
信号領域」に訂正する。 （７〕回書第１５頁第４行のｒ高輝度部」を「高信号領
域」に訂正する。 （８）同書第１５頁第８行乃至第９行の「低輝度部−１
や・領域が、」を「低信号領域での診断が重要で、その
領域が、」に訂正する。 （９）同書第１７頁第２０行のｒｏ、ＩＪを「０゜１程
度」に訂正する。 （１０）第１図（ａ）　、　（ｂ）　、第３図、第４図
、第５図、第１０図、第１１図（ａ）　、　Ｃｂ）　。 （Ｃ）、第１６図を別紙添付の図面の通り差代える。 以上 第３図 空間囚派款、ＩＰ　７ｍｍ 第４図　第 第５図 空ｒ’４１’ｌ　３倶＋Ｐ／ｍｍ 第１０図 １！／像循号Ｓ

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 放射線画像を走査して、倣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ちり、
   各走査のそれぞれの画素毎に、横方向の所定範囲のたた
   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
   前記画素毎に縦方向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
   算処理を行ない、前記それぞれの結果を加算して画像を
   補正することを特徴とする放射線画像処理方法。