JPS6262382B2

JPS6262382B2 -

Info

Publication number: JPS6262382B2
Application number: JP54168936A
Authority: JP
Inventors: Masamitsu Ishida; Hisatoyo Kato; Seiji Matsumoto
Original assignee: Fuji Photo Film Co Ltd
Current assignee: Fujifilm Holdings Corp
Priority date: 1979-12-25
Filing date: 1979-12-25
Publication date: 1987-12-25
Also published as: JPS5691735A; US4346409A; EP0032237B1; DE3070536D1; EP0032237A1

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の改良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。他方、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ことが要求されるが、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性
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。他方、本発明者等は、観察読影適性の向上につ
き研究を重ね、画像処理において非鮮鋭マスク処
理を行なうことにより、Ｘ線画像の診断性能を一
層向上させることに成巧し、その方法および装置
を別に特許出願した。（特願昭53−163575号）こ
の方法、装置によれば、経済的かつ高速度に診断
性能の高いＸ線画像を得ることができる。この方法および装置は、オリジナルＸ線写真か
ら読み出されたオリジナル画像濃度をDorg、各
走査点での超低空間周波数に対応する非鮮鋭マス
ク濃度をDus、強調係数をβ、再生画像の濃度を
D′としたとき、 D′＝Dorg＋β（Dorg−Dus）で表わされる演算を行なつて、上記超低空間周波
数以上の周波数成分を強調することを特徴とする
ものである。この方法、装置において強調係数β
は固定でもよいし、可変でもよく、可変の場合に
はDorg，Dusのいずれの大きさに応じて変化させ
てもよい。しかしながら、本発明者のその後の研究によれ
ば、βを固定すると、低、高濃度領域で偽画像
（artifact）の生じやすいことが判明した。他方、
βを可変にした場合には、たとえばβを単調に増
加させた場合（β′≧０）には、Dorg又はDusの
小さい領域（低濃度領域）での偽画像の発生を防
止できるが、たとえば、骨と筋肉の境界部におい
て筋内側に黒い線状の偽画像の発生を防ぐことが
困難であつた。すなわち、従来の方法において
は、骨、筋肉撮影においてエツジの境界部の低濃
度側が強調により最終記録媒体のカブリ濃度以下
となつて白く抜けたり、逆に高濃度側が濃度が高
くなりすぎて黒い線状となつたりする偽画像、或
いは胃二重造影撮影においてバリウムの充填部が
二重輪郭状になつたりする偽画像の発生を完全に
防止することは困難であり、診断性能を十分に向
上せしめることが困難で、場合によつては誤診の
原因となるおそれすらあつた。本発明は上記のような問題点を解決するため、
偽画像の発生を防止したＸ線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。すなわち、本発明の目的は経済的かつ高速度に
診断性能の向上した、偽画像のないＸ線画像を得
ることのできるＸ線画像処理方法および装置を提
供することにある。本発明者は前記目的を達成するため、鋭意研究
を重ねた結果、前記の偽画像は差濃度｜Dorg−
Dus｜が大なる領域において発生しやすいことを
見出し、かかる知見に基いて、画像信号の処理に
あたつて、 D′＝Dorg＋Ｆ（Ｘ） (1) （ただしＸ＝Dorg−Dus，Ｆ（Ｘ）は｜X₁
｜＜｜X₂｜のときF′（X₁）≧F′（X₂）≧０であ
り、少なくともＸのある値X₀（｜X₁｜＜｜X₀｜
＜｜X₂｜）を境にしてF′（X₁）＞F′（X₂）となる
単調増加関数）なる演算式で表わされる演算を行なつて、差濃度
｜Dorg−Dus｜の大きい所における周波数強調の
程度の増加を小さくすることによつて前記目的を
達成したものである。本発明のＸ線画像処理方法および装置は、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、前記演算式(1) D′＝Dorg＋Ｆ（Ｘ）（ただしＸ＝Dorg−Dus，Ｆ（Ｘ）は｜X₁
｜＜｜X₂｜のとき F′（X₁）≧F′（X₂）≧０であ
り、少なくともＸのある値X₀（｜X₁｜＜｜X₀｜
＜｜X₂｜）を境にしてF′（X₁）＞F′（X₂）となる
単調増加関数）で表わされる演算を行なつて、上記超低空間周波
数以上の周波数成分を強調することを特徴とする
ものである。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。ここに、前記｜X₀｜は差濃度｜Ｘ｜＝｜Dorg
−Dus｜の範囲内に設定されるものであることは
言うまでもない。前記Ｆ（Ｘ）は、換言すれば、Ｘ＜０のとき
F″（Ｘ）＞０，Ｘ＞０のときF″（Ｘ）＜０となる
関数およびこの曲線型関数の一部又は全部を一又
は二以上の線形関数により近似した形の関数を含
むものである。また、このＦ（Ｘ）は、少なくともＸ＝Dorg
−Dusの関数であれば足り、同時にDorgおよび／
又はDusの関数であつてもよい。このことは、数
学的には、前記演算式(1)におけるＦ（Ｘ）をβ
（Dorg・（Ｘ）或いはβ（Dus）・（Ｘ）と置
換しうる場合が含まれることを意味するものに他
ならない。かような場合には、前記F′（Ｘ），
F″（Ｘ）はそれぞれ∂Ｆ（Ｘ）／∂Ｘ，∂²F
（Ｘ）／∂X²を指すものであることは言うまでも
ない。上記演算式における単調増加関数Ｆ（Ｘ）（Ｘ
＝Dorg−Dus）としては、たとえばＦ（Ｘ）＝α・sgn（Ｘ）｜Ｘ｜ⁿ＋ｂ (2) （ただしα，ｂは定数で、α＞０，０＜ｎ＜
１，sgnX＝１（Ｘ＞０） sgnX＝−１（Ｘ＜
０） sgnX＝０（Ｘ＝０））Ｆ（Ｘ）＝α・sin（pX） (3) （ただしα＞０，｜pX｜＜π／２）又は、

【式】等の曲線型単調増加関数が考えられる。これらの式(2)，(3)，(4)はいずれも｜X₁｜＜｜
X₂｜のときF′（X₁）＞F′（X₂）＞０であり、前記
条件F′（X₁）≧F′（X₂）≧０を満足している。ま
た、これらの関数はいずれもF″（Ｘ）＜０（Ｘ＞
０），F″（Ｘ）＞０（Ｘ＜０）を満足するもので
あつて、Ｘが正の領域ではＸの増加にしたがつて
F′（Ｘ）は次第に小さくなつて（勾配が減少し
て）おり、曲線型の関数となつている。しかしながら、前述の如く本発明のＦ（Ｘ）と
しては、このＸの２次微分F″（Ｘ）が一部にお
いて零であつても、すなわち直線部分があつても
よいし、全体に亘つて零であつても前記条件を満
たしていればよい。この、全体に亘つて
F″（Ｘ）が零でしかもF′（X₁）＞F′（X₂）となる
例としては、たとえば全体として前記曲線型の各
関数(2)，(3)，(4)を複数の線形関数を継ぎ合わせた
ような折線で近似する場合が考えられる。このような場合の例としては、たとえば（ただしａ＞ｂ＞ｄ＞０，ｃ＝ａ｜X₁｜−ｂ
｜X₁｜ｅ＝ｂ｜X₂｜＋ｃ−ｄ｜X₂｜＝ａ｜X₁｜
＋ｂ（｜X₂｜−｜X₁｜）−ｄ｜X₂｜）のような折線型関数が考えられる。なお以上において例示したＦ（Ｘ）は全て原点
において点対称となるものであるが、本発明にお
けるＦ（Ｘ）は必ずしもかように原点対称のもの
に限定されるわけではない。本発明によればF′（Ｘ）すなわちDorgとDus
の点の関数の１次微分が｜Ｘ｜が大きい程小さく
なるようにしているので｜Ｘ｜が大きいところで
の周波数強調の増加率が押えられ、これによつて
差濃度が大きい程周波数強調の程度を大きくする
一方、差濃度が大きいところではその強調の程度
の増加を押えて、偽画像の発生を防止することが
できる。すなわち、本発明によればＸ線画像において差
濃度の小さい部分では非鮮鋭マスク処理による周
波数強調が普通に行なわれ、差濃度の大きい部分
（たとえば骨と筋肉の境界、軟部とガス部の境
界、胃のBa充填部とその周囲との境界血管造影
における血管陰影等）では周波数強調の程度の増
加が押えられて偽画像の発生が防止される。ま
た、とくに前記演算式(1)におけるＦ（Ｘ）がβ
（Dorg）・ｆ（Ｘ）或いはβ（Dus）・（Ｘ）
と置換しうる場合には、β（Dorg）或いはβ
（Dus）はDorg或いはDusに応じてそれぞれ当然
に変化するから、前記効果に加えて、特願昭53−
163575号に開示されているβを可変にした場合の
効果をも併わせ奏するものであることは言うまで
もない。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。さらに、非鮮鋭マスクとして、
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、診断性能が著しく向上し、好まし
い。ここに変調伝達関数が0.5となる空間周波数を
ｃとすると、本発明に用いられる非鮮鋭マスク
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の範囲内にあるものとい
うことができる。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。）などを用いることができる。これらの非鮮鋭マスクの作成方法のうちには、
画像処理にフレキシビリテイーを持たせるという
観点から、(2)の方法が最も好ましい。(2)の方法を
実行するためには、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。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。このような問題を解消し、実用的に画像処理を
実行するためには、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（同一出願人による特願昭54−
151399号）あるいは、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
鮮鋭マスク濃度Dusを求める方法（同一出願人に
よる特願昭54−151401号）によることが好まし
い。前者にあつては、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
いことが本発明者により見出されている。しか
も、この方法は矩形状非鮮鋭マスクを用いると共
にそのマスク内の濃度の単純加算平均によつて非
鮮鋭マスク濃度Dusを求めるものであるため、き
わめて簡単な方法により非鮮鋭マスク濃度Dusを
得ることができ、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。これは、信号
処理をデジタル、アナログのいずれの形式でおこ
なつた場合にも共通する利点である。なお、均一な重みをもつた矩形状非鮮鋭マスク
の伝達特性はsinc関数（sinc（ｘ）＝ｓｉｎπｘ／πｘ
）状になるため、本発明でいう変調伝達関数が0.5と
なる空間周波数が0.01〜0.5サイクル／mm、好ま
しくは0.02〜0.15サイクル／mmの範囲内にあると
いう前述の規定は、この場合、理論的に矩形状非
鮮鋭マスクの一辺の長さを60〜1.2mm、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。また、後者のローパスフイルタを用いる方法に
あつても、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
がなく、しかも主走査方向がローパスフイルタで
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
ことが見出されている。更には、後者の方法にお
いて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
本発明者により見出されている。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があることが
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
方法の概略図である。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
変換される。この電気信号はアンプ５で増幅され
てからＡ／Ｄ変換器６でデジタル信号に変換さ
れ、演算部７へ送られる。演算部７では、非鮮鋭
マスク濃度Dusを求める演算装置８ａにおいて
Dusを求め、ついで差濃度演算装置８ｂにおいて
Dorg−Dusが求められ、更に関数変換器８ｃでＦ
（Ｘ）を求めて、その後前述した演算式(1)，D′＝
Dorg＋Ｆ（Ｘ）の演算を行なう演算装置８ｄに
おいてこの演算が行なわれ、演算後得られたデジ
タル濃度のD′は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１１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を通つて焼付ドラム１４上に装着された記録
材料１３例えば写真フイルムに照射される。この
写真フイルム上にＸ線画像が再生され、この画像
を観察して診断が行なわれる。上記画像処理は、上記実施態様のように光検出
器４の出力を直接使用してオンラインで行なつて
もよいし、一旦磁気テープ等に記録したデータに
基づいてオフラインで行なつてもよい。非鮮鋭マスク処理は、非鮮鋭マスク濃度Dus
と、光検出器で得たオリジナル画像濃度Dorgを
用いて、 D′＝Dorg＋Ｆ（Ｘ）（ただし、Ｆ（Ｘ）は前記演算式(1)の定義によ
る）で表わされる演算によつて行なわれる。この非鮮鋭マスク濃度Dus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るか、好ましく
は変調伝達関数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、関数Ｆ（Ｘ）を指定しなければならな
い。この関数は、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。以下、具体的に前記Ｆ（Ｘ）を決めて画像処理
を行なう実施態様について詳細に説明する。Ｆ（Ｘ）は前述のように各種の変更が考えら
れ、その中から適当なものを選ぶことができる
が、Ｆ（Ｘ）をあらかじめ一般式で表現しなくて
も、テーブルルツキング方式でＸの値からＦ
（Ｘ）を求めてＦ（Ｘ）を定めるようにしてもよ
い。すなわち、たとえばＸとＦ（Ｘ）の変換テー
ブルをデイスクあるいはメモリー上に作成してお
き、この変換テーブルによつて入力されたＸの値
に応じてＦ（Ｘ）の値を出力するようにしてもよ
い。以下の実施態様の説明では、Ｆ（Ｘ）としてＦ（Ｘ）＝α√｜｜ (6) なる式(2)の一態様の関数を使用して演算するもの
と、テーブルルツキング方式でＸ→Ｆ（Ｘ）の変
換テーブルを使用するものとを代表例として説明
する。第２図はＦ（Ｘ）＝α√｜｜の演算をする
場合のフローチヤートを示すもので、この場合は
まずオリジナルＸ線写真上の走査点におけるオリ
ジナル画像濃度（Dorg）を求め２１、このDorg
に基づいて前述の各方法のいずれかの方法によつ
て非鮮鋭マスク信号（Dus）を計算して求める２
２。次にこのDorgとDusを使つてＸ＝Dorg−Dus
の演算を行ない、Ｘを求める２３。Ｘが正または
０のときはＸをＸ，αをαとし２４，２５、Ｘが
負のときはＸを−Ｘ，αを−αと置き換えて２
４，２６Dorg＋Ｆ（Ｘ）すなわちDorg＋α√
の演算を行ない２７，D′を求める。この第２図のフローチヤートに示した演算を行
なうには、第３図に示すようにデータバス３０に
連結して入出力機３１、コントローラ３２、演算
器３３、メモリ３４が使用され、この演算器３３
は平方根（√ ）の計算と、加減乗除を行なう機
能を備えていなければならない。第４図はＸ→Ｆ（Ｘ）（例えばＦ（Ｘ）＝α√
）の変換テーブルを使用する例を示すもので、
この場合は第２図の例と同様にDorg、Dusを求め
４１，４２、Ｘ＝Dorg−Dus の計算を行なつて
Ｘを求める４３。ここで求めたＸから変換テーブ
ル（Ｘ→Ｆ（Ｘ））を参照してデータを変換し、
Ｘに応じてＦ（Ｘ）を求める４４。次いで、この
ようにして求めたＦ（Ｘ）を使つてDorg＋Ｆ
（Ｘ）の演算を行ない４５、D′を求める。この第４図のフローチヤートに示した演算を行
なうには、第５図に示すようにデータバス５０に
連結して入出力機５１、コントローラ５２、演算
器５３、メモリ５５を使用する他テーブルメモリ
５４を使用する。この場合の演算器５３は、Ｆ
（Ｘ）＝α√｜｜の計算をする必要がないので加
減算ができるものであればよい。また、さらに上記のような周波数強調を行なつ
た濃度D′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えば、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。さらに、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。また、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。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。以下、本発明の結果を一層明瞭なものとするた
めに実施例をあげる。実施例第１表に掲げる代表的な部位について合計50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、Ｆ
（Ｘ）として第６図に示す曲線Ａ，Ｂ，Ｄ及び折
れ線Ｃを選び、前記演算式(1)に従つて超低周波数
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。第６図の実線ＡはＦ（Ｘ）＝0.4・sgn（Ｘ）｜
Ｘ｜〓、すなわち前述の関数(2)においてα＝
0.4，ｎ＝１／２，ｂ＝０としたもので連続的な曲線型の関数である。勾配（F′（Ｘ））は｜Ｘ｜の増大
にともなつて小さくなつており、F″（Ｘ）はＸ
が正のときには負で、Ｘが負のときは正となつて
いる。破線ＢはＦ（Ｘ）＝１−ｅ^-1.^4x（Ｘ＞０），Ｆ
（Ｘ）＝−１＋ｅ¹.^4x（Ｘ＜０）、すなわち前記関数
(4)においてＸの係数を1.4としたもので、これも
連続的な曲線型の関数である。勾配（F′（Ｘ））
は｜Ｘ｜の増大にともなつて小さくなつており、
F″（Ｘ）はＸが正のときは負でＸが負のときは
正となつている。鎖線ＣはＦ（Ｘ）＝sgn（Ｘ）（ｎ｜Ｘ｜＋
const）のｎを｜Ｘ｜の大きさに応じて｜Ｘ｜が
大きい程小さくした折線型の関数を示すもので、
前述の関数(5)においてａ＝１，ｂ＝0.75，ｃ＝
0.5としたものに相当する。すなわち、Ｆ（Ｘ）＝Ｘ｜X₁｜＜0.1 Ｆ（Ｘ）＝sgn（Ｘ）（0.75｜Ｘ｜＋0.025） 0.1≦｜Ｘ｜＜0.3 Ｆ（Ｘ）＝sgn（Ｘ）（0.5｜Ｘ｜＋0.1）
0.3≦｜Ｘ｜で表わされる折線型関数である。この関数では勾
配F′（Ｘ）は｜Ｘ｜の増大にともなつて段階的
に小さくなり、F″（Ｘ）は０である。点線Ｄは、Ｘ＞０の領域で上に凸形になり、Ｘ
＜０の領域で下に凸形となる変換テーブルを作成
したものである。これは、Ｘ＞０，Ｘ＜０の領域
で対称な形をしていない例である。この場合に
は、テーブル・ルツキング方式で演算をおこなつ
た。ここに診断性能の向上の有無および程度につい
ては、通常の写真等の物理的評価値（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
線医による主観的評価に基いた。評価結果は第１表のとおりである。第１表症例、部位評価頭：頭がい骨が白く抜けず、顔の筋肉の
黒線状の偽画像も発生せず、見易
く、筋肉の腫ようが診断しやすくな
つた。骨、筋肉：骨部、筋肉部の両者に偽画像が発生
せず両者とも正確な診断ができた。血管造影：偽画像が発生せず、造影血管の細い
ところも太いところも診断が可能と
なつた。胃二重造影：胃辺縁部及び造影剤が多量に充てん
されたところに偽画像が発生せず、
全体的によく診断できた。腹部単純：腸のガス部が必要以上に強調され
ず、腹部全体が診断しやすくなつ
た。なお、Ｆ（Ｘ）として第６図の曲線Ａ，Ｂ，Ｄ
折れ線Ｃのいずれを選ぶかにより、個々のコピー
写真につき診断性能の向上の程度に若干の差は認
められたが、平均的には各症例につき実質的な差
異は認められなかつた。第１表から明らかなように、本発明によれば各
種症例、部位において、偽画像の発生が防止され
て、診断性能の向上が見られた。このように、本発明の方法はオリジナルＸ線写
真を電気信号に変換し、この電気信号を利用して
Ｘ線写真のコピーを作成するＸ線画像作成システ
ムにおいて、診断性能を大幅に向上させることが
でき、実用上の効果は著しい。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明のＸ線画像処理方法を実施する
Ｘ線画像記録再生システムの一例を示す概略ブロ
ツク図、第２図は本発明の方法の一例を示すフロ
ーチヤート、第３図は第２図に示す方法を実施す
るのに使用する演算部の構成の例を示すブロツク
図、第４図は本発明の方法の他例を示すフローチ
ヤート、第５図は第４図に示す方法を実施するの
に使用する演算部の構成の例を示すブロツク図、
第６図は本発明の方法、装置に使用される演算式
D′＝Dorg＋Ｆ（Ｘ）の関数Ｆ（Ｘ）の各例を
示すグラフである。１……オリジナル写真、３……光源、４……光
検出器、５，１０……アンプ、７……演算部、１
３……記録材料。

Claims

【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′としたときに演算式 D′＝Dorg＋Ｆ（Ｘ）（ただしＸ＝Dorg−Dus，Ｆ（Ｘ）は｜X₁｜
＜｜X₂｜のときF′（X₁）≧F′（X₂）≧０であり、
少なくともＸのある値X₀（｜X₁｜＜｜X₀｜＜｜
X₂｜）を境にしてF′（X₁）＞F′（X₂）となる単調
増加関数）で表わされる演算を行なつて、上記超低空間周波
数以上の周波数成分を強調することを特徴とする
Ｘ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Ｘ線画像処理方法。３非鮮鋭マスクとして、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Ｘ線画像処理方法。４前記単調増加関数Ｆ（Ｘ）が F″（Ｘ）＜０（Ｘ＞０） F″（Ｘ）＞０（Ｘ＜０）なる条件を満足する曲線型関数であることを特徴
とする特許請求の範囲第１項乃至第３項のいずれ
かに記載のＸ線画像処理方法。５前記単調増加関数Ｆ（Ｘ）が主として F″（Ｘ）＜０（Ｘ＞０） F″（Ｘ）＞０（Ｘ＜０）なる条件を満足する曲線型部分からなり、部分的
に F″（Ｘ）＝０である線形部分を含むものであ
ることを特徴とする特許請求の範囲第１項乃至第
３項のいずれかに記載のＸ線画像処理方法。６前記単調増加関数Ｆ（Ｘ）が、 F″（Ｘ）＜０（Ｘ＞０） F″（Ｘ）＞０（Ｘ＜０）なる条件を満足する曲線型関数を近似する複数の
線型関数の組合せからなるものであることを特徴
とする特許請求の範囲第１項乃至第３項のいずれ
かに記載のＸ線画像処理方法。７前記関数Ｆ（Ｘ）がＦ（Ｘ）＝α・sgn（Ｘ）・｜Ｘ｜ⁿ＋ｂ（ただしα，ｂは定数でα＞０，０＜ｎ＜１ sgn（Ｘ）＝１Ｘ＞０ sgn（Ｘ）＝−１Ｘ＜０ sgn（Ｘ）＝０Ｘ＝０）で表わされる曲線型関数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。８前記関数Ｆ（Ｘ）がＦ（Ｘ）＝α・sin（pX）（ただし｜pX｜＜π／２，α＞０）で表わされる曲線型関数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。９前記関数Ｆ（Ｘ）がＦ（Ｘ）＝１−ｅ^-x （Ｘ＞０）Ｆ（Ｘ）＝−１＋ｅ^x （Ｘ＜０）で表わされる曲線型関数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。１０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線像を読み出して電気信号に変換
した後この電気信号を演算装置で処理し、処理後
の信号に基づいて記録材料上に可視像を記録する
Ｘ線画像処理装置において、前記演算装置が検出
されたオリジナル写真の濃度をDorg、各検出点
での超低空間周波数に対応する非鮮鋭マスクの濃
度をDus、再生画像の濃度をD′としたとき、 D′＝Dorg＋Ｆ（Ｘ）（ただしＸ＝Dorg−Dus，Ｆ（Ｘ）は｜X₁｜
＜｜X₂｜のとき F′（X₁）≧F′（X₂）≧０であり、少なくともＸ
のある値X₀ （｜X₁｜＜｜X₀｜＜｜X₂｜）を境
にして F′（X₁）＞F′（X₂）となる単調増加関数）で表わされる演算を行なうものであることを特徴
とするＸ線画像処理装置。