JPS6262381B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

本発明は、医療用診断に用いる放射線写真シス
テムにおける画像処理方法および装置に関するも
のであり、更に詳細には、中間媒体として蓄積性
螢光体材料（以下、「螢光体」という。）を用い
て、これに放射線画像情報を記録し、しかる後に
この放射線画像情報を読み出して再生し、これを
記録材料上に最終画像として記録する放射線写真
システムにおける画像処理方法およびその方法を
実施するための装置に関するものである。 被写体を透過した放射線を螢光体に吸収せしめ
て放射線画像情報を記録し、しかる後にこれをレ
ーザ光等で走査して励起し発光した光を光検出器
で読み取り、この読み取つた放射線画像情報で光
ビームを変調して写真フイルム等の記録媒体に放
射線画像を記録する放射線写真システムが知られ
ている。（米国特許第3859527号） この螢光体を用いる放射線写真システムは、従
来の銀塩写真による放射線写真システムと比較し
て、広い放射線露光域にわたつて画像を記録する
ことができるという点で非常に利用価値が高く、
特に人体を対象とするＸ線写真システムとして利
用価値が高いものである。 他方、Ｘ線は被曝線量が多くなると人体に有害
であるので、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
いが、現在のＸ線写真フイルムは、撮影適性と観
察読影適性の両方を兼ね備えることが要求され、
それらをある程度ずつ満足するように設計されて
いるため、撮影適性についてはＸ線露光域が充分
広いとは言えず、また現在のＸ線写真フイルムの
観察読影適性についても、その画質が必ずしも診
断に充分なものとは言えないという問題があつ
た。 また前述した米国特許第3859527号に開示され
た螢光体を用いる放射線写真システムは、システ
ムとして新規なものではあるが、前述したＸ線写
真フイルムを用いたシステムにおける問題点は解
消するものではなかつた。 本発明者は上記事情に鑑み、螢光体を用いる放
射線画像記録方法において、螢光体に記録されて
いる放射線画像情報を読み出して記録材料上に再
生するに当り、非鮮鋭マスク処理を施して放射線
画像の診断性能を向上させる放射線画像処理方法
を特願昭53−163571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、放射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、具体的には螢光体を励起光で走査して、こ
れに記録されている放射線画像情報を読み出して
これを電気信号に変換した後、記録材料上に再生
するに当り、各走査点で超低周波数に対応する非
鮮鋭マスク信号Susを求め、螢光体から読み出さ
れたオリジナル画像信号をSorg、強調係数を
β、再生画像信号をS′としたときに S′＝Sorg＋β（Sorg−Sus） なる演算により信号の変換を行なつて、上記超低
周波数以上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信
号Sus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）
の各走査点の信号を指し、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、 また非鮮鋭マスクの作成方法としては、 (1) 各走査点でのオリジナル画像信号を記憶させ
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り平均値）であ
るSus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。） (2) 小サイズ径の光ビーム等でオリジナル画像信
号を読み出した後に、まだ蓄積画像が残つてい
る場合に非鮮鋭マスクのサイズに合わせた大サ
イズ径の光ビームを用いて各走査点の信号をそ
の周囲の信号とともに平均化して読み出す方
法、 (3) 読み出し用の光ビームが螢光体層中での散乱
によりそのビーム径がだんだん広がることを利
用するもので、光ビームの入射側からの発光信
号でオリジナル画像信号Sorgを作り、光ビー
ムの透過した側での発光で非鮮鋭マスク信号
Susを作る方法（この場合、非鮮鋭マスクのサ
イズは螢光体層の光散乱の程度を変えたり、こ
れを受光するアパーチヤの大きさを変えたりす
ることによつてコントロールすることができ
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)〜(3)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、(1)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信号Sus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、ａ_ij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、通常の放射線画像
を螢光体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の
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雑にしてしまい不経
済である。 本発明は、経済的にかつ高速度で診断性能を向
上せしめうる放射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、
非鮮鋭マスク信号を得る方法として、主走査方向
についてはアナログ信号を一定の低減透過特性を
もつたローパスフイルターで非鮮鋭化し、副走査
方向にはＡ／Ｄ変換したデジタル信号の加算平均
処理をおこなつて、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信号Sus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、主走
査方向には空間的に非対称な伝達特性を持つたロ
ーパスフイルターでつくり、副走査方向にはデジ
タルで加算平均をするという矩形状領域で変則的
な重みを持つた演算に基くものであるにも拘ら
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もなく、しか
も主走査方向がローパスフイルターであるので、
演算時間のかかるデジタル信号での加算演算が大
幅に削減できるため、演算時間の大幅な短縮、装
置の大幅なコストダウンが実現しうることを見出
したものである。更には、副走査方向のデジタル
信号での加算平均を単純加算平均とすれば、乗算
をする必要がなくなり、装置が簡便になり、演算
のスピードアツプが図れるが、かような方法によ
つても、診断性能が理想的な場合に比し、実質的
に差異のないことが見出された。 本発明は、蓄積性螢光体を励起光で走査して、
これに記録されている放射線画像情報を読み出し
てこれを電気信号に変換した後、記録材料上に再
生するに当り、主走査方向への走査に際してアナ
ログ信号でのローパスフイルタリングを行ない、
副走査方向へはＡ／Ｄ変換後のデジタル信号の加
算平均処理を行なつて各走査点に対する超低周波
数に対応する非鮮鋭マスク信号Susを求め、前記
螢光体から読み出されたオリジナル画像信号を
Sorg、強調係数をβとしたときに S′＝Sorg＋β（Sorg−Sus） なる演算により信号の変換を行なつて、上記超低
周波数以上の周波数成分を説明することを特徴と
する放射線画像処理方法である。 また、本発明の装置は、蓄積性螢光体を走査し
てこれに蓄積記録されている放射線像を輝尽発光
させるための励起光源と、この発光を検出して電
気信号に変換する光検出器と、この光検出器のア
ナログ出力を主走査方向についてローパスフイル
タリングするローパスフイルタと、このローパス
フイルタの出力をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換器と
このＡ／Ｄ変換器の出力を副走査方向について加
算平均して各検出点での超低空間周波数に対応す
る非鮮鋭マスク信号Susを求めるデジタル演算器
と、この非鮮鋭マスク信号Sus、前記光検出器の
出力であるオリジナル画像信号Sorgおよび強調
係数βから、再生画像信号をS′としたとき、演算
式 S′＝Sorg＋β（Sorg−Sus） で表わされる演算を行なう演算装置を備えてなる
放射線画像処理装置である。 なお、上記方法および装置における演算は、結
果としてこの式と同じ結果が得られるものであれ
ばいかなる演算過程を経るものであつてもよく、
この式の順序に限られるものではないことは言う
までもない。 ここで、超低周波数に対応する非鮮鋭マスク信
号Sus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が用
いられる。 また、昭和54年11月22日付特許願(4)（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。 なお、本発明において、オリジナル信号とは光
学業界において慣用されている手段により処理さ
れた後の信号、すなわち、帯域圧縮、非線形補正
のために対数増副等の非線形増副をおこなつた後
の信号を含むものであることは言うまでもない。 本発明において、強調係数βとしては、定数の
場合とオリジナル画像信号（Sorg）又は非鮮鋭
マスク信号（Sus）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
オリジナル画像信号（Sorg）又は非鮮鋭マスク
信号（Sus）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及び非鮮鋭マスク信号
（Sus）をいかに選ぶかによつて、本発明により
強調された信号に基いて作成された記録材料上の
可視像（以下、「写真像」という。）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をオリジナル画像信号Sorg又は非鮮鋭マスク
信号Sus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Sorg又
はSus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
の向上が著しかつた。 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はβの他非鮮鋭マ
スクの形、すなわちSusによつても若干変化する
ので、βの値はマスクの形すなわちSusを規定し
ないと一義的には定められない。 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。一般に高周波数領域
では雑音が多く見ずらいことが多いため、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
以下です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S′に対して実施
しても、またオリジナル画像信号Sorg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
るやかに発光輝度が変化する疾患、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53−163573号、同
54−23091号、同54−23092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。 本発明において螢光体とは、最初の光もしくは
高エネルギー放射線が照射された後に、光的、熱
的、機械的、化学的または電気的等の刺激（励
起）により、最初の光もしくは高エネルギー放射
線の照射量に対応した光を再発光せしめる、いわ
ゆる輝尽性を示す螢光体をいい、とくに300〜
500nmの輝尽性発光波長を有するものが好まし
く、例えば希土類元素付活アルカリ土類金属フル
オロハライド螢光体〔具体的には特願昭53−
84742号明細書に記載されている（Ba_1-x-y，
Mg_x，Ca_y）FX：aEu²⁺（但しＸはClおよびBrの
うち少なくとも１つであり、ｘおよびｙは０＜ｘ
＋ｙ≦0.6かつxy≠０であり、ａは10^-6≦ａ≦５
×10^-2である）特願昭53−84744号明細書に記載
されている（Ba_1-x，Ｍ〓_x）FX：yA（但しＭ〓
はMg，Ca，Cr，ZnおよびCdのうちの少なくと
も１つ、ＸはCl，BrおよびＩのうちの少なくと
も１つ、ＡはEu，Tb，Ce，Tm，Dy，Pr，
Ho，Nd，YbおよびErのうちの少なくとも１つ、
ｘは０≦ｘ≦0.6，ｙは０≦ｙ≦0.2である）
等〕；特願昭53−84740号明細書に記載されてい
るZnS：Cu，Pb，BaO・xAl₂O₃：Eu（但し0.8≦
ｘ≦10）およびＭ〓Ｏ・xSiO₂：Ａ（但し、Ｍ〓
はMg，Ca，Sr，Zn，CdまたはBaであり、Ａは
Ce，Tb，Eu，Tm，Pb，Tl，BiまたはMnであ
り、ｘは0.5≦ｘ≦2.5である）；および特願昭53
−84743号明細書に記載されたLnOX：xA（但し
LnはLa，Ｙ，GdおよびLuのうちの少なくとも１
つ、ＸはClおよびBrのうちの少なくとも１つ、
ＡはCeおよびTbのうちの少なくとも１つ、ｘは
０＜ｘ＜0.1である）；などが挙げられる。これ
らのうちでも好ましいのは希土類元素付活アルカ
リ土類金属フルオロハライド螢光体であるが、そ
の中でも具体例として示したバリウムフルオロハ
ライド類が特に輝尽性の発光が優れているので好
ましい。 また、この蓄積性螢光体を用いて作成された蓄
積性螢光体板の螢光体層を顔料又は染料を用いて
着色すると、最終的に得られる画像の鮮鋭度が向
上し好ましい結果が得られる（特願昭54−71604
号）。 本発明において、蓄積性螢光体板に蓄積された
放射線画像を読み出すための励起光としては、指
向性の良いレーザ光が用いられる。レーザ光の励
起光源としては、発光光との分離を容易にして
Ｓ／Ｎ比を上げるため、500〜800nm、好ましく
は600〜700nmの光を放出するもの、たとえばHe
−Neレーザ（633nm）、Krレーザ（647nm）が好
ましいが、500〜800nm以外の光をカツトするフ
イルターを併用すれば、上記以外の励起光源を用
いることもできる。 本発明により画像処理を受けた放射線画像は記
録媒体上に再生されるがここに記録媒体として
は、銀塩写真フイルムの他、ジアゾフイルム、電
子写真材料等が利用できる。またCRT等に表示
して観察してもよいし、これを光学的に記録材料
上に記録してもよい。 以下、本発明をその実施態様であるＸ線写真シ
ステムに基づいて詳細に説明する。 第１図はＸ線写真の作画過程を示すものであ
る。Ｘ線を放出して人体に照射すると人体を透過
したＸ線は、螢光体板に入射する。この螢光体板
は、螢光体のトラツプレベルに、Ｘ線画像のエネ
ルギーを蓄積する。 Ｘ線画像の撮影後、500〜800nmの波長の励起
光で螢光体板を走査して、蓄積されたエネルギー
をトラツプから励起し、300〜500nmの波長域の
光を発光させる。この発光光は、この波長域の光
だけを受けるようにした光検出器例えば、光電子
増倍管、フオトダイオードで測定され、読出され
る。 読み出された、Ｘ線画像は後述する画像処理を
経て、記録材料上に再生、記録される。画像処理
を経たデータは、例えば磁気テープに記録され、
順次読み出されて記録用光源に入力され、この記
録用光源から発生された光で例えば写真フイルム
等の記録材料上に記録が行なわれる。 画像処理は、光検出器の出力を直接使用して行
なつてもよいし、一旦磁気テープに記録した後に
行なつてもよい。 この画像処理は、非鮮鋭マスク処理すなわち超
低周波数の強調を中心とするもので、この周波数
強調の他に、前記強調係数βの変化、階調処理、
縮小、平滑化処理等を組み合わせて、一層診断性
能の向上した画像を得ることができる。 非鮮鋭マスク処理は、後述の方法で得た非鮮鋭
マスク信号Susと、光検出器で得たオリジナル画
像信号Sorgを用いて、 S′＝Sorg＋β（Sorg−Sus） で表わされる演算によつて行なわれる。 この非鮮鋭マスク信号Susは、後述の方法によ
つて求められるが、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S′に対して超低空間周波数以上の周波数成
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。 以下、前述の非鮮鋭マスクによる演算処理につ
いて、第２図を参照して、更に詳細に説明する。 第２図ａは、螢光体上の蓄積画像を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２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
な非鮮鋭マスクを示すものである。この非鮮鋭マ
スクの演算方法は後で詳しく述べる。 第２図ｃは（Sorg−Sus）の演算後の変調伝達
関数を示すグラフである。 第２図ｄの実線は、演算結果であるS′を示す
ものである。ここではβを「３」に固定してい
る。 第２図ｄの点線は５画素×５画素での平滑化
処理を第２図ｄのS¹に施した場合の変調伝達関数
を示すものである。 第３図は強調係数βをオリジナル画像信号
（Sorg）あるいは非鮮鋭マスク信号（Sus）に応
じて連続的に変化させた例を示すものである。こ
のようにβを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。 第３Ａ図〜第３Ｄ図は、強調係数βをオリジナ
ル画像信号（Sorg）あるいは非鮮鋭マスク信号
（Sus）に応じて連続的に変化させた例を示すも
のである。 第３Ａ図は、βを一定とした平坦型、第３Ｂ図
は単調増加型（β^１≧０）、第３Ｃ図及び第３Ｄ
図はともにβ^１＜０となる場合を含むもので、第
３Ｃ図は低輝度強調型、第３Ｄ図は中輝度強調型
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３Ｂ図の如く、βを単調増加により変化させ
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Ｘ線画像を強
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輝度領域の境
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輝度域でβを小さく
し、胃小区などの高輝度域で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
や心臓部分の低輝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
様に背骨や心臓部分の低輝度域でβを小さくし、
肺野部分の高輝度域で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３Ｃ図の低輝度強調は、低輝度部の診断が特
に重要で、その低輝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。例えば血管造影、リンパ管造影がこの場合
に該当し、これらの放射線画像では雑音が少々増
大しても所望部の鮮鋭度が大幅に向上する方が望
ましいので、この低輝度強調によつて診断性能が
大幅に向上する。 また第３Ｄ図の中輝度強調は、低輝度部と高輝
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、中輝度部が特に診断上
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
の放射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
の対象となる中輝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を螢光体上の画像
の輝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４図はβの増加のさせ方の一例を示すもので
螢光体上の画像のヒストグラムから、その最低輝
度S₀と最高輝度S₁を決定し、この間でほぼ線形に
βを変えたものである。S₀，S₁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、
最高輝度はそれぞれ積分ヒストグラムが０〜10
％、90〜100％のときの輝度値としても良い。 第５図、第６図はそれぞれ、低輝度強調、中輝
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５図において、βは輝度ＡとＢの間で最大値
β maxから最小値β minに減少している。す
なわち、低輝度領域（Ｓ minからＡまで）にお
いては強調係数を大きく（β max）し、高輝度
領域（ＢからＳ maxまで）においては小さく
（β min）している。輝度Ａは最小輝度（Ｓ
min）に、最大輝度（Ｓ max）と最小輝度（Ｓ
min）との差（△Ｓ）の0.2〜0.5倍を加えた大
きさ〔Ｓ min＋（0.2〜0.5）△Ｓ〕がよく、輝度
Ｂは同じく0.7〜１倍を加えた大きさ〔Ｄ min
＋（0.7〜１）△Ｄ〕がよい。 第６図においては、βは輝度ＡとＢの間で第１
の最小値（β min １）から最大値（β
max）まで増大し、ＣとＤの間で最大値（β
max）から第２の最小値（β min ２）まで減
少する。すなわち、低輝度領域（Ｓ minからＡ
まで）と高輝度領域（ＤからＳ maxまで）にお
いては強調係数を小さく（β min １，β min
２）し、中輝度領域（ＢからＣまで）においては
大きく（β max）している。ここで第１の最小
値（β min １）と第２の最小値（β min
２）とは等しくてもよい。一点鎖線ｂの山型の場
合は、βは輝度ＡとＥの間で増大し、ＥとＤの間
で減少している。輝度Ａは最小輝度（Ｓ min）
に、最大輝度（Ｓ max）と最小輝度（Ｓ
min）との差（△Ｓ）の０〜0.2倍を加えた大き
さ〔Ｓ min＋（０〜0.2）△Ｓ〕、輝度Ｂは平均
輝度（＝Ｓ ｍｉｎ＋Ｓ ｍａｘ／２あるいは統計的
平均 値）から前記差（△Ｓ）の０〜0.2倍を引いた大
きさ〔−（０〜0.2）△Ｓ〕、輝度Ｅは平均輝度
、輝度Ｃは平均輝度に前記差（△Ｓ）の０〜
0.2倍を加えた大きさ〔＋（０〜0.2）△Ｓ〕、輝
度Ｄは最大輝度（Ｓ max）から前記差（△Ｓ）
の０〜0.2倍を引いた大きさ〔Ｓ max−（０〜
0.2）△Ｓ〕が、それぞれ望ましい。 なお、上記第５図、第６図の演算において、最
大輝度（Ｓ max）と最小輝度（Ｓ min）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、あるいは小さい輝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、本発明者等の実験では、螢光体上の画像
のオリジナル画像信号によつてβを変化させた場
合と、非鮮鋭マスク信号によつて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り、階調処理
を行なつたデータは、前述のように例えば磁気テ
ープに記録され、写真フイルム等の記録材料上に
再生され、この再生画像を観察して診断が行なわ
れる。写真フイルムに画像を再生記録する際、入
力走査時より高いサンプリング周波数で記録すれ
ば縮小写真像が得られる。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
に縮小された写真像となる。 このように1/2〜1/3に縮小した写真像は診断に
必要と思われる周波数成分が視感度の最も高に周
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。 次に、前記非鮮鋭マスクの演算の方法を説明す
る。本発明では、光検出器のアナログ出力をＡ／
Ｄ変換する前に主走査方向のみローパスフイルタ
で非鮮鋭化し、副走査方向にはデジタル変換後の
値を加算平均して非鮮鋭マスク信号Susを得る。 第７図はこの非鮮鋭マスク演算方法の一実施例
を示すもので、光検出器１１の出力をまず対数変
換等の非線形補正又は帯域圧縮を含む増幅を行な
う増幅器１２で増巾して、オリジナル画像信号
Sorgを得る。このオリジナル画像信号Sorgは前
述の演算式の演算に使用されるため非鮮鋭マスク
処理の演算装置１３へそのまま送られる一方、非
鮮鋭マスク信号Susを得るためローパスフイルタ
１４へ入力される。このローパスフイルタ１４に
おいてアナログ値のSorgは超低周波数成分のみ
が通過して非鮮鋭化され、その後Ａ−Ｄ変換器１
５によつてデジタル信号Siに変換され、さらに加
算平均回路１６によつてデジタル演算されて、加
算平均値Sus＝〓〓ａ_i・Ｓ_iが求められ、この値
が非鮮鋭マスク信号Susとして前記マスク処理用
の演算装置１３へ送られる。ここにａ_iはＤ_iに対
する重み係数であり、単純加算平均の時はａ_i＝
１／Ｎである。Ｓ_iは主走査方向へのローパスフ
イルターによる非鮮鋭化出力の各走査点での信号
Ｓ_i，Ｎは画素の副走査方向への走査線数で非鮮
鋭化したいマスクの数を指す。 第７図に示すように、オリジナル画像信号
Sorgはアナログ値としてマスク処理の演算装置
１３へ送られているが、これは非鮮鋭マスク信号
Susが演算されるより先に得られるので、その時
間の分だけ遅延させてSusと同時にマスク処理へ
入力する必要がある。あるいは、例えばデジタル
値に変換してメモリーに蓄積した後取り出して
Susと共に処理するようにしてもよい。いずれに
しても、Susを演算するために要する時間だけ遅
らせてSorgがSusと共に演算装置１３へ入力され
るようにする必要がある。 上記回路において、光検出器１１の出力は蓄積
性螢光体の輝尽発光の強度を示すものであつて大
きな範囲に変化するものであり、これをそのまま
信号処理をするのは不利であるから、最終的光学
濃度に対応するような圧縮された値にするのが望
ましい。これには、カメラの測光回路等で行なわ
れている対数圧縮を行なうのが一般的で適してい
る。この対数圧縮は、前記非線形変換を含む増巾
器１２で行なわれる。 ローパスフイルタ１４のカツトオフ周波数は、
空間周波数で0.01〜0.5サイクル／mm、好ましく
は0.02〜0.15サイクル／mmとなるような値を、画
素サイズ（mm／pixel）と画素周波数（pixel／
sec）に基づいて求める。すなわち、ローパスフ
イルタ１４のカツトオフ周波数（６ db低下）
_LP（cycle／sec）は、所望の空間周波数のカツ
トオフ周波数_c（cycle／mm）と、画素サイイズ
ｄ（mm／pixel）と、主走査の画素周波数ｎ
（pixel／sec）に基づいて _LP（cycle／sec）＝_c（cycle／mm） ×ｄ（mm／pixel）×ｎ（pixel／sec） から求められる。 第７図では光検出器１１の出力を増巾した後に
ローパスフイルタ１４に入力したが、これは第８
図に示すように先にローパスフイルタを通してか
ら増巾してもよい。第８図では光検出器１１の出
力を２つに分け、一方をローパスフイルタ２４に
入力し、他方を増巾器２２ａ（対数圧縮等の非線
形補正を含む）に入力する。増巾器２２ａの出力
をオリジナル画像信号Sorgとして取り出し、一
方ローパスフイルタ２４の非鮮鋭化された出力を
前記増巾器２２ａと同じ増巾器２２ｂに入力して
増巾し、その出力をＡ／Ｄ変換器２５を通して加
算平均を求める演算回路２６へ入力する。この加
算平均回路２６の出力が非鮮鋭マスク信号Susで
あり、前記オリジナル画像信号Sorgと共にマス
ク処理用の演算装置２３に入力されて前述の演算
式 S′＝Sorg＋β（Sorg−Sus） で表わされる演算による非鮮鋭マスク処理が行な
われる。 上記第７図、第８図いずれの実施例において
も、オリジナル画像信号Sorgとしては光検出器
１１の出力が増巾されたものを使用したが、これ
は対数圧縮等の帯域圧縮をし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
ような帯域圧縮後の信号となる場合が多いが、原
理的には光検出器の出力をそのままSorg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信号を求める際に
は、対数圧縮した濃度に相当する値で平均値を出
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。 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。 螢光体上の画像の読み出しは、螢光体を回転ド
ラムにセツトする方法、平面的に二次元走査する
方法、あるいは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よい。 前記実施態様では再生した画像を写真フイルム
に記録しているが記録材料としてはジアゾフイル
ム、電子写真材料等も利用できる。また、記録材
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記録
材料上に記録しても良い。 以下、本発明の効果をより一層明瞭ならしめる
ために実施例を掲げる。 実施例 １ 胸部、骨の二部位につきそれぞれ４例計８例の
症例につき、理想的な非鮮鋭マスクと本発明に係
る非鮮鋭マスクとを用いて、画像処理をおこなつ
て作成した写真像を比較し、診断性能の向上を調
べた。 ここに、螢光体上の画像のサンプリングは10画
素／mmでおこない、理想的なマスクとしては、形
状が６mmφの円形で、重み係数がガウス分布をな
す非鮮鋭マスクをデジタル計算でつくり、本発明
に係るマスクとしては、主走査方向の走査スピー
ドを20×10³画素／secでおこない、カツトオフ周
波数が0.2×10³サイクル／secのローパスフイル
タで平滑化し、副走査方向にはデジタル計算で単
純加算平均してつくつたものをそれぞれ用いた。 また強調係数βは２に固定した。 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
線医の主観的評価に基づいておこなつたところ、
上記２種のマスクにより、診断性能の差異は実質
的には認められなかつた。 実施例 ２ 実施例１においてβの値のみを４に変えて同様
な実験をおこなつたところ、同様な結果が得られ
た。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の方法を示すフローチヤート、
第２図は周波数強調のステツプを示すグラフ、第
３図は強調係数βを輝度に応じて変化させる例を
示す図、第４図は強調係数βとオリジナル画像信
号Sorgの組み合わせの一例を示すグラフ、第５
図及び第６図は強調係数βを画像信号により変化
させる具体的な方法の例を示す図である。第７図
および第８図は本発明における非鮮鋭マスク信号
を得る回路の例を示すブロツク図である。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 蓄積性螢光体を励起光で走査してこれに記録
   されている放射線画像情報を読み出してこれを電
   気信号に変換した後、記録材料上に再生するに当
   り、主走査方向への走査に際してアナログ信号で
   のローパスフイルタリングを行ない、副走査方向
   へはＡ／Ｄ変換後のデジタル信号の加算平均処理
   を行なつて各走査点に対する超低周波数に対応す
   る非鮮鋭マスク信号Susを求め、前記螢光体から
   読み出されたオリジナル画像信号をSorg、強調
   係数をβ、再生画像信号をS′としたときに S′＝Sorg＋β（Sorg−Sus） なる演算により信号の変換を行なつて、上記超低
   周波数以上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 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
   である非鮮鋭マスクを用いる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 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項又は第２項記載の放射線画像
   処理方法。 ４ 前記演算式によつて強調された写真像の最大
   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３項記載の放射線画像処理方法。 ５ 強調係数βをオリジナル画像信号または非鮮
   鋭マスク信号の値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項又は第２項記載の放
   射線画像処理方法。 ６ 前記演算式によつて強調された写真像の最大
   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５項記載の放射線画像処理方法。 ７ 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６項
   のいずれか１項に記載の放射線画像処理方法。 ８ 特許請求の範囲第１項〜第７項において、再
   生される写真像が螢光体上の蓄積画像より縮小さ
   れていることを特徴とする放射線画像処理方法。 ９ 蓄積性螢光体を走査してこれに蓄積記録され
   ている放射線像を輝尽発光させるための励起光源
   と、この発光を検出して電気信号に変換する光検
   出器と、この光検出器のアナログ出力を主走査方
   向についてローパスフイルタリングするローパス
   フイルタと、このローパスフイルタの出力をＡ／
   Ｄ変換するＡ／Ｄ変換器と、このＡ／Ｄ変換器の
   出力を副走査方向について加算平均して各検出点
   での超低空間周波数に対応する非鮮鋭マスク信号
   Susを求めるデジタル演算器と、この非鮮鋭マス
   ク信号Sus、前記光検出器の出力であるオリジナ
   ル画像信号Sorg、および強調係数から、再生画
   像信号をS′としたとき、演算式 S′＝Sorg＋β（Sorg−Sus） で表わされる演算を行なう演算装置を備えてなる
   放射線画像処理装置。 １０ 前記演算装置が前記画像信号Sorg又は前
   記非鮮鋭マスク信号Sus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
   の放射線画像処理装置。