JPS6262383B2 - - 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の改良に関
するものであり、更に詳細には、中間媒体として
蓄積性蛍光体材料（以下、「蛍光体」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及び装置の改
良に関するものである。 被写体を透過した放射線を蛍光体に吸収せしめ
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） この蛍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
た蛍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を解
消するものではなかつた。 本発明者等は上記問題点を解消すべく、蛍光体
を用いる放射線写真システムにおいて、撮影適性
と観察読影適性の双方を同時に満足せしめ得る放
射線画像処理方法および装置を提案した。（特願
昭53−163571号）この方法、装置を利用すれば、
経済的にかつ高速度に診断性能の向上した放射線
画像を得ることができる。 この方法および装置は、蛍光体から読み出され
たオリジナル画像信号を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、強調係数をβ、再生画像信号をS′としたと
き、 S′＝Sorg＋β（Sorg−Sus） 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
は固定でも可変でもよく、可変の場合には
Sorg，Susのいずれの大きさに応じて変化させて
もよい。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。 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、高輝度領域で偽画像
（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、Sorg又Susの小
さい領域（低輝度領域）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
筋肉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輝度側
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、逆に高輝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等の偽画像の発生を
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放射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、偽画像のない放射線画像を
得ることのできる放射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、前記の偽画像は差信号｜Sorg−
Sus｜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、 S′＝Sorg＋Ｆ（Ｘ） (1) （ただしＸ＝Sorg−Sus，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、差信号
｜Sorg−Sus｜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。 本発明の放射線画像処理方法および装置は、蛍
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、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、蛍光体から読み出されたオリジナル画像
信号をSorg、再生画像信号をS′としたときに前
記演算式(1) S′＝Sorg＋Ｆ（Ｘ） （ただしＸ＝Sorg−Sus，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。 ここに、前記｜X₀｜は差信号｜Ｘ｜＝｜Sorg
−Sus｜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＝Sorg
−Susの関数であれば足り、同時にSorgおよび／
又はSus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
（Sorg）・ｆ（ｘ）或いはβ（Sus）・ｆ（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
＝Sorg−Sus）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 Ｆ（Ｘ）＝１−ｅ^-x （Ｘ＞０） Ｆ（Ｘ）＝−１＋ｅ^x （Ｘ＜０）(4) 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ある。 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SorgとSus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
信号が大きい程周波数強調の程度を大きくする一
方、差信号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、本発明によれば放射線画像において
差信号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、差信号の大きい部
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
（Sorg）・ｆ（ｘ）或いはβ（Sus）・ｆ（ｘ）と
置換しうる場合には、β（Sorg）或いはβ
（Sus）はSorg或いはSus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−
163571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
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。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。 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
のために対数増幅等の非線形増幅をおこなつた後
の信号を含むものであることは言うまでもない。 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る平均値）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蛍光体層中での散乱
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
イズは蛍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。） 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では、
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、(1)の方法が最も好ましい。 (1)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、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、通常の放射線画像を蛍光体の走査によつ
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。 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、非鮮鋭マスク信号を得る方法
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信号Sorg
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信号
Susを求める方法（同一出願人による特願昭54−
151400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（同一出願人に
よる特願昭54−151402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
非鮮鋭マスク信号Sus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信号Sus
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。 また後者のローパスフイルターを用いる方法に
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
ることが見出されている。 更には、後者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。一般に超低空間波数
以上の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以下とな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
にS′に対して実施をしても、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。 本発明において蛍光体とは、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
ゆる輝尽性を示す蛍光体をいい、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
オロハライド蛍光体〔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
うちの少なくとも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，Nn，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蛍光体であるが、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、この蓄積性蛍光体を用いて作成された蓄
積性蛍光体板の蛍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、蓄積性蛍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線写真の作画過程において本発明に
よる画像処理を行なう装置の一例を示すものであ
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、蛍光体板に入射する。この蛍光体板
は、蛍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。このＸ線撮影によつて放射線
像を蓄積記録した蓄積性蛍光体シート１をローラ
２によつて送る。このローラ２はシート１を矢印
Ａの方向に送り、シート１からの像読取りの副走
査を行なう。主走査は500〜800nmの波長を有す
る励起光のレーザ光源３からのレーザ光を走査ミ
ラー３ａで矢印Ｂの方向に走査することによつて
行なう。この励起光の走査によつて300〜500nm
の波長域の輝尽発光が発生し、この輝尽発光した
光は導光性シート材料からなる集光体４ａによつ
て集光されこの集光体４ａの出力端に配したフオ
トマル等の光検出器４によつて検出されて電気信
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、演算部７へ送られる。演算部７では、非鮮
鋭マスク信号Susを求める演算装置８ａにおいて
Susを求め、ついで差信号演算装置８ｂにおいて
Sorg−Sus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)，S′＝
Sorg＋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
タル信号のS′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
写真フイルム上に放射線画像が再生され、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＋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
るようなものを用いるか、好ましくは変調伝達関
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
ず蓄積性蛍光体の走査点におけるオリジナル画像
信号（Sorg）を求め２１、このSorg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（Sus）を計算して求める２２。次にこ
のSorgとSusを使つてＸ＝Sorg−Sus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２４，２６
Sorg＋Ｆ（Ｘ）すなわちSorg＋α√の演算を
行ない２７，S′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Sorg，Sus、を求
め４１，４２、Ｘ＝Sorg−Sus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に応じた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Sorg＋Ｆ
（Ｘ）の演算を行ない４５、S′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
た信号S′に対して高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、オリジナル画像
信号Sorgとは、対数変換等の帯域圧縮、非線形
補正を行なつた後の信号を意味する場合も含む。
実用的には光検出器の出力を信号処理するもので
あるから、対数変換等の帯域圧縮をするのが望ま
しい。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
ることはいうまでもない。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。 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
録したものと、本発明により蛍光体から読み出
し、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写真像とを比較し、
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′（X₁））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。 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、個々の写
真像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、診断性能の向上が見られた。 このように、本発明の方法は蓄積性蛍光体を利
用した放射線画像処理方法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図は本発明の放射線画像処理方法を実施す
る放射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S′＝Sorg＋Ｆ（Ｘ）の関数Ｆ（Ｘ）の各例
を示すグラフである。 １……蓄積性蛍光体シート、３……レーザ光
源、４……光検出器、４ａ……集光体、５，１０
……アンプ、７……演算部。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 蓄積性蛍光体材料を走査して、この蛍光体材
   料に記録されている放射線画像情報を読み出して
   電気信号に変換した後、記録材料上に可視像とし
   て再生するに当り、各走査点での超低空間周波数
   に対応する非鮮鋭マスク信号Susを求め、蛍光体
   から読み出されたオリジナル画像信号をSorg、
   再生画像信号をS′としたときに、演算式 S′＝Sorg＋Ｆ（Ｘ） （ただしＸ＝Sorg−Sus，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
   放射線画像処理装置。 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 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項記載の放射線画像処理方
   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
   かに記載の放射線画像処理方法。 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放射線画像処理方法。 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
   かに記載の放射線画像処理方法。 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）＝１ Ｘ＞０ sgn（Ｘ）＝−１ Ｘ＜０ sgn（Ｘ）＝０ 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項記載の放射線画像処理方
   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４項記載の放射線画像処理方
   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項記載の放射線画像処理方
   法。 １０ 蓄積性蛍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、この電気信号を処理する演算装置を
   備えた、放射線像記録再生システムにおける信号
   処理装置において、前記演算装置が検出されたオ
   リジナル画像信号をSorg、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をSusとし
   たとき、 S′＝Sorg＋Ｆ（Ｘ） （ただしＸ＝Sorg−Sus，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
   とする放射線画像処理装置。