JPS6262378B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

本発明はＸ線写真フイルム上の画像（以下「Ｘ
線画像」という）をコピーする際に、非鮮鋭マス
ク処理を施して、診断性能を向上させたＸ線画像
処理方法および装置に関するものである。 Ｘ線は被曝線量が多くなると、人体に有害であ
るから、一回の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。 しかし一般にＸ線写真フイルムは撮影に充分な
感度と広い露光域とを持ち、かつ観察読影に必要
な高いコントラストと高い鮮鋭度、細かい粒状性
をかねそなえている必要がある。一方、これらの
条件は互いに矛盾するところが多く、すべてに満
足の行くＸ線写真フイルムを作ることは困難であ
り、撮影適性と観察読影適性とを少しづつ犠牲に
してフイルムを設計しているのが現実である。 そこで本発明者等はこのＸ線写真フイルム上の
画像を読み出して電気信号に変換し、これを画像
処理してコピー写真に再生することによりコント
ラスト、鮮鋭度、粒状性を改善して、Ｘ線画像の
診断性能を向上させ、できるだけ多くの診断情報
が得られるようにすると同時に、Ｘ線写真フイル
ムに更に良好な撮影適性を持たせうる方法を特願
昭53−28533号において提案した。この方法は、
これまでに比べ、Ｘ線画像の診断性能を飛躍的に
向上させうるものであるが、Ｘ線画像を再生する
際の画像処理の方法は必ずしも細部にわたり明ら
かではなく、後日の研究に委ねられていた。 そこで本発明者はこの点につき研究を重ね、Ｘ
線画像をコピーする際に、非鮮鋭マスク処理を施
して、診断性能を向上させたＸ線画像処理方法を
特願昭53−163575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
位によつ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、Ｘ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つ
て、具体的にはオリジナルＸ線写真を走査して、
これに記録されているＸ線画像情報を読み出して
電気信号に変換した後、コピー写真等に再生する
に当り、各走査点で超低周波数に対応する非鮮鋭
マスク濃度Dusを求め、オリジナル写真の濃度を
Dorg、強調係数をβ、コピー写真等に再生され
る濃度をD′としたときに、 D′＝Dorg＋β（Dorg−Dus） なる非鮮鋭マスク処理の演算を行なつて、超低周
波数以上の周波数成分を強調したことを特徴とす
るＸ線画像処理方法である。 ここで超低空間周波数とは、ほぼ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濃度
Dus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
各走査点での濃度をさし、この非鮮鋭マスクとし
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／mm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、非鮮鋭マスクの作成方法としては、
(1)画像情報を読み出す際に、その読出用の光ビー
ムのスポツト径を変えることにより、その測定点
の濃度をその周囲の濃度とともに平均化する方法
（このためには光ビームのスポツト径を直接に変
えても良いし、アパーチユア等を使用して光学的
にマスク作成を行なつても良い。）、(2)各測定点の
濃度を記憶させておき、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Dus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
ローパスフイ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。）が用いられ得るとされて
いる。 本発明者等は更に上記(1)〜(2)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
ビリテイーを持たせるためには、(2)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濃度Dusを求め
るのに以下の演算が必要とされる。 ここに、ｉ，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は重み係数であつて、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、

【式】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π／４N²回、加算 をπ／４N²回実行することが必要となり、Ｎが大で あると、演算にきわめて時間がかかり、実際的で
ないという欠点がある。事実、通常のＸ線画像を
オリジナル写真の走査によつて読み出すにあたつ
ては、その画像のもつている周波数成分を失なう
ことがないようにすることが必要であり、そのた
め画像によつて多少の差はあるが、通常５〜20画
素／mm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、一方本発
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つたマスクの場合、画素
サイズを100μ×100μとすれば_c＝0.1サイク
ル／mmの場合、Ｎはおよそ50となり、_c＝0.02
サイクル／mm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つてしまう。（こ
こに、_cとは、非鮮鋭マスクの変調伝達関数が
0.5になる空間周波数の値を意味する。） 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数にしてしまい、不
経済である。 本発明は、経済的にかつ高速度で診断性能を向
上せしめうるＸ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、
非鮮鋭マスク濃度を得る方法として、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
とによつて囲まれた矩形領域内の各走査点におけ
るオリジナル画像濃度Dorgを単純加算平均する
ことによつて、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濃度Dus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、したがつて例えばガウス
分布状重みを持つ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、
方向によつて非鮮鋭の度合が異なるとかいつた欠
点を持つ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、オリジナルＸ線写真を走査して、こ
れに記録されているＸ線画像情報を読み出して電
気信号に変換した後、コピー写真等に再生するに
当り、各走査点での超低空間周波数に対応する非
鮮鋭マスクの濃度Dusを求め、オリジナル写真の
濃度をDorg、強調係数をβ、コピー写真等に再
生される濃度をD′としたときに D′＝Dorg＋β（Dorg−Dus） なる演算を行なつて、超低空間周波数以上の周波
数成分を強調したＸ線画像処理方法において、前
記非鮮鋭マスク濃度Dus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
つ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濃度Dorgを単純加算平均
して求めることを特徴とするＸ線画像処理方法で
ある。 また、本発明の装置は、オリジナル写真を走査
してこれに記録されているＸ線画像を読み出して
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辺によつて囲まれた矩形の非
鮮鋭マスクの範囲に亘つ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濃度Dusを求
める回路と、この非鮮鋭マスク濃度Dus、前記光
検出器の出力であるオリジナル画像濃度Dorg、
および強調係数βから、再生画像の濃度をD′と
したとき演算式 D′＝Dorg＋β（Dorg−Dus） で表わされる演算を行なう演算装置を備えてなる
Ｘ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
マスク濃度Dus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）の各走査点の濃度に対応する信号を指
す。この非鮮鋭マスクとして、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／mm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／mmの空間周波数の範囲において0.001を
下端とした変調伝達関数の積分値が、0.001〜10
サイクル／mmの当該変調伝達関数の積分値の90％
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(3)（出願人：
富士写真フイルム株式会社）において開示されて
いるように、変調伝達関数が0.02サイクル／mmの
空間周波数のときに0.5以上で、かつ0.15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_cが0.01〜0.5サイクル、好ましくは0.02〜
0.15サイクル／mmの範囲にあるものということが
できる。 本発明において、矩形状非鮮鋭マスクで単純加
算平均をする場合、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
ナル写真濃度（Dorg）の重みを一定とした場合
には、_cが0.01〜0.5サイクル／mm（好ましく
は、0.02〜0.15サイクル／mm）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60mm〜
1.2mm（好ましくは、30mm〜４mm）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
場合とオリジナル写真濃度（Dorg）又は非鮮鋭
マスク濃度（Dus）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
オリジナル写真濃度（Dorg）又は非鮮鋭マスク
濃度（Dus）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及び非鮮鋭マスク濃度
（Dus）をいかに選ぶかによつて、本発明により
強調されたコピー写真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
写真濃度Dorg又は非鮮鋭マスク濃度Dus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Dorg又はDus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
かつた。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は著しかつた。 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のβの他非鮮鋭マ
スクの形、すなわちDusによつても若干変化をす
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。一般に超低空間周波
数以上の周波数領域では雑音が多く見ずらいこと
が多いために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／mmの空間
周波数のとき0.5以上で、かつ５サイクル／mm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、
たとえば胸部断層写真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、逆に血管造影写
真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くくしてしまい、
好ましくないなど、Ｘ線写真の部位、症状、検査
目的等によつて異なるが、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、ほとんど全てのＸ線写真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
つた後のD′に対して実施をしても、またオリジ
ナル写真濃度Dorg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、階調処理をおこなつても
よい。超低周波数処理は、大きな領域にわたつて
ゆるやかに濃度が変化する疾患、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願昭53−163574号、同54
−23090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つてもよ
い。 以下図面を参照しつつ、本発明の実施態様につ
いて詳細に説明を加える。 第１図は本発明の実施態様を示すＸ線画像処理
装置の概略図である。第１図において、Ｘ線撮影
によつてＸ線画像を記録したオリジナル写真１
は、透明ドラム２の外周に装着される。この透明
ドラム２は、回転すると同時に軸方向に移動す
る。この透明ドラム２の内部には読取用光源３が
配されている。この読取用光源３から出た光は、
レンズ等によつて光ビームとされてオリジナル写
真１を背後から照射する。 オリジナル写真１を透過した光ビームは、アパ
ーチユア３ａを通り光電変換器４に入つて電気信
号に変換される。この電気信号は、アンプ５で非
線形増幅されてから、Ａ／Ｄ変換器６でデジタル
信号に変換され、磁気テープ７に記憶される。 この磁気テープ７に記憶された各部のデジタル
信号は、演算装置８例えばミニコンピユータに読
み出され、Dusを求めた後、前述した D′＝Dorg＋β（Dorg−Dus） の演算が行なわれる。 前記Dus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／mmの空間周波数のときに0.5以下であ
るようなもののいずれを用いるかを指定しなけれ
ばならない。また前記式を演算するに当つては、
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、症例別によつ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D′に対して高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つて診断に必
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濃度Dusをそのマスク内の信
号の単純加算平均によつ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
な方法によつて非鮮鋭マスク濃度Dus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つた場合にも共通する利
点であつて、実用上はこの方法によつてきわめて
短時間に非鮮鋭マスク濃度Dus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、例えば各走査点のオリジナル写真濃
度Ｄ_prg(i,_j)に重み係数ａ_ijを乗じて計算する場合
には、非鮮鋭マスク濃度Ｄ_us(IJ)は （ｉ，ｊは各走査点の座標を示す画素の番号、
Ｉ，Ｊは非鮮鋭マスク濃度の座標を示す番号、

【式】）なる計算によつて求められるもの であるから、計算の回数は乗算をおよそN²回、
加算を同じく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
鮮鋭マスク濃度Dus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６mm×６mm
で、画素（0.1mm×0.1mm）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3600回の加算を繰返さなくてはな
らず、例えば8bit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3msec、加算は５μ
secかかると考えると、１点の非鮮鋭マスク信号
を得るのに 3msec×3600＋５μsec×3600≒11sec もかかることになつ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、18msec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つて
は僅か数回に計算回数を激減することができ、数
10μsecの間に非鮮鋭マスク濃度Dus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、Ｄ_us(IJ)は Ｄ_us(IJ)＝１／Ｎ^２（ΣＤ_ij） で求められるため、N²回の加算と１回の除算だ
けでDus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N₁、副
走査方向にN₂としてさらに詳述すれば、非鮮鋭
マスク濃度Ｄ_us(IJ)は Ｄ_us(IJ)＝１／Ｎ_１×Ｎ_２（ΣＤ_ij） （ｉは−Ｎ_１−１／２〜＋Ｎ_１−１／２ ｊはＪ−Ｎ_２−１／２〜Ｊ＋Ｎ_２−１／２ N₁，N₂は共に正の奇数） で表わされ、単純に計算してもN₁×N₂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つの非鮮鋭マスク濃
度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、上記非鮮鋭マスク濃度Dus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辺によつて囲まれた矩形状
の非鮮明マスク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、その一辺
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D′_IJが画像処理をして
求めようとする走査点（画素）の濃度値（前述の
演算式D′＝Dorg＋β（Dorg−Dus）で求められ
る最終的濃度値）、Ｄ_IJ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Ｐ_IJ
の濃度値、Ｔ_IJがマスクＭ内のN²個の画素の信
号値の総和すなわち

【式】であ る。 ここで、注目している画素Ｐ_IJの信号値Ｄ_IJ
を、まず画素の濃度Ｄの該当アドレスに格納す
る。この各アドレスには画素の濃度値を表現でき
るビツト数（例えば８ビツト）が必要である。 次に、主走査方向の画素Ｎ個分の濃度の和Ｃ_IJ
（すなわち

【式】）を求める。これ は注目している画素Ｐ_IJの列にＰ_IJの前までに並
ぶＮ個の画素の濃度値の和Ｃ_I-1,_Jと、注目して
いる画素Ｐ_IJのＮ個前の画素の濃度値Ｄ_I-N,_J
と、注目している画素の前の画素Ｐ_I,_Jの濃度値
Ｄ_I,_Jによつて演算式 Ｃ_I,_J＝Ｃ_I-1,_J＋Ｄ_I,_J−
Ｄ_N,_Jから求めることができる。そして、この和
Ｃ_IJを画素の主走査方向の列の濃度の和Ｃの該当
アドレスに格納する。この各アドレスには、この
演算を行なつてオーバーフローしないだけのビツ
ト数が必要であり、このビツト数はＮに依存す
る。 次に、マスクＭ_I,_J内のN²個の画素の濃度値の
総和Ｔ_IJを求める。これは注目している画素Ｐ_I,
_Ｊを先端に含むマスクＭ_I,_Jより１列副走査方向へ
戻つた位置のマスクＭ_I,_J-1内の画素の濃度値の
総和Ｔ_I,_J-1と、そのマスクＭ_I,_J-1の最終列（す
なわちＭ_I,_Jに含まれなくなる列）の濃度の和Ｃ
_I,_J-Nと、注目している画素Ｐ_I,_Jを先端に含む列
の濃度の和Ｃ_I,_Jによつて演算式Ｔ_I,_J＝Ｔ_I,_J-1＋
Ｃ_I,_J−Ｃ_I,_J-Nから求めることができる。そし
て、この値Ｔ_I,_Jを非鮮鋭マスク内の画素の濃度
の総和Ｔの該当アドレスに格納する。このＴ_I,_J
は非鮮鋭マスク濃度DusのN²倍に相当するもので
あるから、このＴ_IJを得た後、演算式 D′_I,_J＝Ｄ_I-〓〓,_J-〓〓＋ β（Ｄ_I-〓〓,_J-〓〓−Ｔ_Ｉ，_Ｊ／Ｎ^２） によつ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Ｄ_IJ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＋１／２個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Ｃ_IJ用のメモリーで主走査
方向にはＤ_IJ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
ビツト数が必要である。第３図ｃはＴ_IJ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
じ数だけの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ツクの例を
示すもので、画素入力濃度Ｄ_INを入力するゲート
２１から上記容量を有するメモリー２２へこの濃
度を表わす信号を送り、メモリー２２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２１、メモリー２２、演算回路２
３の操作は、制御回路２４が行なう。演算回路２
３による演算結果は、メモリー２２を介してゲー
ト２１から画素出力濃度Dorgとして出力され
る。 上記の計算方法によれば、非鮮鋭マスク濃度
Dus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、
本発明の方法によつて非鮮鋭マスク濃度を矩形状
マスク内の画素の濃度値を単純加算平均すること
によつ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Ｘ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２
８，２９，３０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
２５，２６，２７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
ドウエアとして例えばPLA（programmable
logic array）、ランダムロジツク（random
logic）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ユータ、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
コンピユータ（例えばビツトスライスタイプ）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つて適当な
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図によつて説
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_IJ先端の画素Ｐ_IJの濃度値Ｄ
_IJをＤ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Ｄ_IJのＮ個の画素の信号の和Ｅ
_IJ、すなわち 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 Ｅ_IJ＝Ｅ_I,_J-1＋Ｄ_I,_J−Ｄ_I,_J-N によつて行なわれる。 これらの格納された値を使用して、非鮮鋭マス
ク濃度DusのN²倍に相当するＴ_IJが求められる。
このＴ_IJは演算式 Ｔ_IJ＝Ｔ_I-1,_J＋Ｅ_I,_J−Ｅ_I-N,_J によつて求められる。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個の濃度
Ｄ_IJの和Ｒ_Jすなわち

【式】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Ｒ_Jは例えば第９図に示すようにＮ＝
５のときはR₁はS₁，_１〜S₅，_１の和であり、R₅
はD₁，_５〜D₅，_５の和である。D₅，_５からD₆，
_５に出力が変わつてもR₅は変化しないものであ
る。 したがつて主走査が右端から左端へ戻る時には
上記Ｒ_Jを用いて演算式 Ｔ_IJ＝Ｔ_I,_J-1＋Ｒ_J−Ｒ_J-NによつてＴ_IJが
求められる。 このように求めたＴ_IJを用いて、演算式 D′_IJ＝Ｄ_I-〓〓,_J-〓〓＋ β（Ｄ_I-〓〓,_J-〓〓−Ｔ_ＩＪ／Ｎ^２） によつ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、各画素の濃度値Ｄ_IJ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。Ｄ用のメモリーの各アドレスには例え
ば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）のものが必要となる。このアルゴリ
ズムでは、ビツト数の小さくてよいＳ用のメモリ
ーを大きくして、その代りにビツト数の大きい他
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
がつて第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、いずれも濃度をデ
ジタル処理する方式を利用しているものである
が、各走査点での濃度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
の走査点の濃度を加算することでDusを得ること
ができる。この場合にはデジタル回路でなく、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Dorg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＝τ×Ｎ）を通して両者
を差濃度演算回路に入力してその差濃度演算回路
の出力（Dorg−TDorg）を積分して ∫^ｔ _−∞（Dorg−TDorg）＝∫^ｔ _−∞Dorg
−∫^ｔ−Ｎ・〓_−∞Dorg＝∫^ｔ _ｔ−Ｎ・〓Dorg 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Ｃ_I,_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Ｔ_I,_Jが得
られ、これから非鮮鋭マスク濃度Dus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、非鮮鋭マスク濃度Dus_(IJ)は、１つの走
査点（ｉ，ｊ）を中心として、 Ｎ_１−１／２＜ｉ＜Ｎ_X−Ｎ_１−１／２ Ｎ_２−１／２＜ｊ＜Ｎ_Y−Ｎ_２−１／２ （Ｎ_X：主走査方向の画素数 Ｎ_Y：副走査方向の画素数） のマスクの範囲内の走査点での濃度Ｄ_ij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濃度は、その端部
外の濃度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Ｄ_IJ
の値が外方へ無限に拡がつていると仮定して、メ
モリーに最外周の値を記憶し、この値を端部外の
濃度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つだけ使つて
非鮮鋭マスク処理を行なつているが、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 D′＝Dorg＋β（Dorg−Dus₁） ＋α（Dorg−Dus₂） 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 D′＝Dorg＋（β＋α）｛Dorg−１／β＋α （βDus₁ ＋αDus₂）｝ 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つていることに相当する。非
鮮鋭マスクDus₁よりもDus₂が小さく、強調係数
αが正のときは、変調伝達関係のグラフは強調す
る周波数のうちで高い成分に付加的なピークを持
つた形となり、αが負のときは強調する周波数の
うちで高い成分が段階的に低くなつた形となる。
前者は骨部、血管造影、胃二重造影等に特に適
し、後者は胸部断層、胆のう造影、肝臓造影、腹
部単純撮影、頭部等に適している。 以下前述の非鮮鋭マスクによる演算処理につい
て、第１０図を参照して更に詳細に説明する。 第１０図ａは、オリジナル写真を10画素／mmで
サンプリングしたときの周波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ユアとし
て、矩形状アパーチユアを使用した場合にはsinc
曲線に、ガウス分布状アパーチユアを使用した場
合には、ガウス分布状曲線になることが知られて
いる。 第１０図ｂ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／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。 この例は10画素／mmでオリジナル写真をサンプ
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＝63」という）の単純加算
平均をとつて非鮮鋭マスクを作成した場合であ
る。これはオリジナル写真を6.3mm×6.3mm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ｃは（Dorg−Dus）の演算後の変調伝
達関数を示すグラフである。 第１０図ｄは演算結果であるD′を示すもので
ある。ここではβを「３」にしている。上記演算
の結果、コピー写真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
つている。 第１０図ｅは周波数領域（0.5〜５サイクル／
mm）で平滑化処理を行なう際の平滑化の変調伝達
関数の一例を示すものである。ここでは５画素×
５画素での平滑化の変調伝達関数を示している。 第１０図ｆは前記平滑化処理を第１０図ｄの
D′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
ジナル写真濃度（Dorg）或いは非鮮鋭マスク濃
度（Dus）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を一定とした平坦型、第１１
Ｂ図は単調増加型（β′≧０）、第１１Ｃ図及び第
１１Ｄ図はともにβ′＜０なる場合を含むもの
で、第１１Ｃ図は低濃度強調型、第１１Ｄ図は中
濃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を単調増加によつて変化
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。 その一例として、バリウム造影剤を使つた胃
（マーゲン）のオリジナル写真を強調係数βを固
定して前記周波数処理を行なうと、多量に造影剤
が入つた広い一様な低濃度領域の境界が、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
が多量に入つた低濃度域でβを小さくし、胃小区
などの高濃度域で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
低濃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）同様に背景や心
臓部分の低濃度域でβを小さく、肺野部分の高濃
度で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図の低濃度強調は、低濃度部の診断が
特に重要でその低濃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。たとえば、血管造影、リンパ管造影がこの
場合に該当し、これらのＸ線画像では雑音が少々
増大しても所要部の鮮鋭度が大幅に向上する方が
望ましいので、この低濃度強調によつて診断性能
が大幅に向上する。 また第３Ｄ図の中濃度強調は、低濃度部と高濃
度部が画像全体のかなりの部分を占め、かつこの
領域が診断上重要でなく、中濃度部が特に診断上
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Ｘ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
対象となる中濃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を濃度に応じて連続
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
でオリジナル写真のヒストグラムから、その最低
濃度D₀最高濃度D₁を決定し、この間でほぼ線形
にβを変えたものである。 D₀，D₁は処理したいＸ線画像の種類によつて
決まるもので、例えば最低、最高濃度はそれぞれ
積分ヒストグラムが０〜10％、90〜100％のとき
の濃度値としても良い。 第１３図、第１４図はそれぞれ、低濃度強調、
中濃度強調における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は濃度ＡとＢの間で最大
値βmaxから最小値βminに減少している。すな
わち、低濃度領域（DminからＡまで）において
は強調係数を大きく（βmax）し、高濃度領域
（ＢからDmaxまで）においては小さく（βmin）
している。濃度Ａは最小濃度（Dmin）に、最大
濃度（Dmax）と最小濃度（Dmin）との差（△
Ｄ）の0.2〜0.5倍を加えた大きさ［Dmin＋（0.2〜
0.5）△Ｄ］がよく、濃度Ｂは同じく0.7〜１倍を
加えた大きさ［Dmin＋（0.7〜１）△Ｄ］がよ
い。 第１４図において、βは濃度ＡとＢの間で第１
の最小値（βmin1）から最大値（βmax）まで
増大し、ＣとＤの間で最大値（βmax）から第２
の最小値（βmin2）まで減少する。すなわち、
低濃度領域（DminからＡまで）と高濃度領域
（ＤからDmaxまで）においては強調係数を小さ
く（βmin1，βmin2）し、中濃度領域（Ｂから
Ｃまで）においては大きく（βmax）している。
ここで第１の最小値（βmin1）と第２の最小値
（βmin2）とは等しくてもよい。一点鎖線ｂの山
型の場合は、βは濃度ＡとＥの間で増大し、Ｅと
Ｄの間で減少している。濃度Ａは最小濃度
（Dmin）に、最大濃度（Dmax）と最小濃度
（Dmin）との差（△Ｄ）の０〜0.2倍を加えた大
きさ［Dmin＋（０〜0.2）△Ｄ］、濃度Ｂは平均濃
度（＝Ｄｍｉｎ＋Ｄｍａｘ／２あるいは統計的平均値
） から前記差（△Ｄ）の０〜0.2倍を引いた大きさ
［−（０〜0.2）△Ｄ］、濃度Ｅは平均濃度
（）、濃度Ｃは平均濃度に前記差（△Ｄ）の０〜
0.2倍を加えた大きさ［＋（０〜0.2）△Ｄ］、濃
度Ｄは最大濃度（Dmax）から前記差（△Ｄ）の
０〜0.2倍を引いた大きさ［Dmax−（０〜0.2）△
Ｄ］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、
最大濃度（Dmax）と最小濃度（Dmin）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、あるいは小さい濃度が存在することもあり
うる。なお、場合によつては単純に全画面中の最
大、最小をとつてもよい。 なお、本発明者の実験によれば、オリジナル写
真の濃度によつてβを変化させた場合と、非鮮鋭
マスクの濃度によつてβを変化させた場合とで、
その効果は略同等であつた。 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変換後にアナログ処理す
る。 これらの周波数強調と必要によつて階調処理を
行なつたデータは、磁気テープ７に記録される。
（第１図）この磁気テープ７のデータは、順次読
み出され、Ｄ／Ａ変換器９でアナログ信号に変換
され、アンプ１０で増幅された後、記録用光源１
１に入力される。 この記録用光源１１から発生した光は、レンズ
１２を通つてコピーフイルム１３に照射される。
このコピーフイルム１３は、焼付ドラム１４に装
着されており、焼付ドラム１４が、回転と移動と
を行なうから、周波数処理を施したＸ線画像がコ
ピーフイルム１３上に再生記録される。 コピーフイルム１３に再生記録する際、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
小コピー写真が得られる。例えば、入力系では10
画素／mm、出力系では20画素／mmで走査すれば1/
２に縮小されたコピー写真となる。このようにコ
ピー写真を1/2〜1/3に縮小すると診断に必要と思
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
なつ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。例えば、オ
リジナル写真の読取は回転ドラムによらず、他の
光学的な二次元平面走査やフライングスポツトス
キヤ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
方向のみローバス・フイ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良い。 前記実施態様では再生した画像をコピーフイル
ムに記録しているが、コピー用の感光材料として
は銀塩の写真フイルムのほか、ジアゾフイルム、
電子写真材料等も利用できる。また感光材料に記
録する代わりにCRTを用いてこれに表示して観
察してもよい。さらにこれを光学的にコピー材料
上に記録しても良い。 なお、前記実施態様においては、オリジナル写
真濃度Dorgとして、光電変換器４により電気信
号に変換されたものを、更にアンプ５で非線形増
幅して用いているが、これは帯域圧縮、非線形補
正のために対数増幅等の非線形増幅をおこなつた
信号の方が後の信号処理に適しているからであ
り、実用的にはこのような非線形増幅後の信号を
用いる場合が多いが、原理的には光電変換器４に
より電気信号に変換されたものをそのままDorg
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、この非鮮鋭マスクの計算は、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、この非鮮鋭マスク濃度Dus
を求める際には、対数圧縮等の非線形増幅した濃
度に相当する信号値で平均値を出しても、結果は
変わらなかつた。これは処理上は実用的に有利で
ある。 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線写真フイルムに直接記録したオ
リジナル写真と、本発明により超低周波数処理を
施して作成したコピー写真とを比較し、人体の主
たる部位についての診断性能の向上を調べた。

【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_c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）によつて裏づ
けることは事実上不可能であるため、４人の放射
線医、12人の臨床医および４人の放射線技師の計
20人の放射線読影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：オリジナル写真では診断がしにくいが、
コピー写真では病変部が非常に見易くな
り、診断性能が明らかに向上した。 ＋１：オリジナル写真に比べて見易くなり診断
性能が向上した。 ０：オリジナル写真に比べて見易くなつてい
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
ずらい領域が発生した。 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１２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_cの範囲は0.02〜0.15サイクル／mm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_c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_cの範囲は、あらゆるＸ線
写真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例につい
て、_cを0.05サイクル／mmに固定する一方Ｂ／
Ａを種々に変化させて、同様な方法によりコピー
写真を作成し、放射線読影の専門家計20人により
同様な評価をおこなつた。 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図より明らかな如く、βを固定した場合
（実線で示す）にはＢ／Ａが1.5〜６の範囲で診断
性能の向上がみとめられ、とくに２〜5.5の範囲
で診断性能の向上が著しいこと、βを可変とした
場合（破線で示す）には、Ｂ／Ａが1.5〜10の範
囲で診断性能の向上が認められ、とくに２〜８の
範囲でそれが著しいことが判明した。 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
たがつてコントラストが向上して診断性能が向上
する。また強調の程度を濃度、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
ら雑音成分が少なくなり、画像がなめらかにな
る。この結果、見やすい写真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、一層その効果
を発揮するものであり、このためには適度の画像
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図は非鮮鋭マスク濃
度を算出する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
リーの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
示すブロツク図である。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図は非鮮鋭マスク濃度
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１０図は周波
数強調のステツプを示すグラフである。第１１図
は強調係数βを濃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とオリジナル写
真濃度Dorg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を濃度に
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。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ オリジナルＸ線写真を走査して、これに記録
   されているＸ線画像情報を読み出して電気信号に
   変換した後、コピー写真等に再生するに当り、各
   走査点での超低空間周波数に対応する非鮮鋭マス
   クの濃度Dusを求め、オリジナル写真の濃度を
   Dorg、強調係数をβ、コピー写真等に再生され
   る濃度をD′としたときに D′＝Dorg＋β（Dorg−Dus） なる演算を行なつて、超低空間周波数以上の周波
   数成分を強調するＸ線画像処理方法において、前
   記非鮮鋭マスク濃度Dus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
   つ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の濃度Dorgを単純加算平
   均して求めることを特徴とするＸ線画像処理方
   法。 ２ 前記非鮮鋭マスク濃度Dus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項記載のＸ線画像処
   理方法。 ３ 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２項記載
   のＸ線画像処理方法。 ４ 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項記載のＸ線画像処理方法。 ５ 前記演算式によつて強調されたコピー写真の
   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４項記載のＸ線画像処理方法。 ６ 強調係数βをオリジナル写真の濃度または非
   鮮鋭マスク濃度に応じて、変化させることを特徴
   とする特許請求の範囲第１項記載のＸ線画像処理
   方法。 ７ 前記演算式によつて強調されたコピー写真の
   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６項記載のＸ線画像処理方法。 ８ 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７項
   のいずれか１項に記載のＸ線画像処理方法。 ９ オリジナル写真を走査してこれに蓄積記録さ
   れているＸ線画像を読み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辺によつて囲まれた矩形の非鮮鋭マスクの範囲
   に亘つて単純加算平均して超低空間周波数に対応
   する非鮮鋭マスク濃度Dusを求める回路と、この
   非鮮鋭マスク濃度Dus、前記光検出器の出力であ
   るオリジナル写真の濃度Dorg、および強調係数
   βから、再生される画像の濃度をD′としたと
   き、演算式 D′＝Dorg＋β（Dorg−Dus） で表わされる演算を行なう演算装置を備えてなる
   Ｘ線画像処理装置。 １０ 前記演算装置が前記オリジナル写真濃度
   Dorg又は前記非鮮鋭マスク濃度Dus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９項記載のＸ線画像処理装置。