DE2952426C3 - Verfahren und Vorrichtung zum Verarbeiten eines Strahlungsbildes - Google Patents
Verfahren und Vorrichtung zum Verarbeiten eines StrahlungsbildesInfo
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Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Verarbeiten eines Strahlungsbildes bei einem Strahlungsbildaufzeichnungssystem,
bei dem eine anregbare Leuchtschirmsubstanz mit einem Anregungsstrahl angeregt und die
in der anregbaren Leuchtschirmsubstanz aufgezeichnete Strahlungsbildinformation ausgelesen und in ein elektrisches
Signal bei der Anregung umgeformt und zum Zweck der Bildverbesserung aufbereitet wird und dann
ein sichtbares Bild auf einem Aufzeichnungsmedium mit Hilfe des elektrischen Signals aufgezeichnet wird, sowie
eine Vorrichtung, mit der ein Strahlungsbild nach diesem Verfahren verarbeitet werden kann.
Ein solches Verfahren und eine Vorrichtung zur Durchführung eines solchen Verfahrens ist aus der US-PS
38 59 527 bekannt. Dort wird Strahlungsbildinformation in einer anregbaren Leuchtschirmsubstanz durch Belichten
der Leuchtschirmsubstanz mit einer Strahlung aufgezeichnet, die durch ein Objekt, wie z. B. einen
menschlichen Körper, hindurchgeschickt wurde. Die dann aufgezeichnete Information wird mit Hilfe eines
Photodetektors durch Anregen der Leuchtschirmsubstanz mit einem Abtastlesestrahl o. dgl. ausgelesen und
diese ausgelesene Information auf einem Aufzeichnungsmedium durch Modulieren eines Aufzeichnungslesestrahls
o. dgl. mit der durch den Photodetektor ausgelesenen Information aufgezeichnet.
In dieser US-PS 38 59 527 sind verschiedene Methoden angegeben, um das erhaltene elektrische Signal vor
seiner endgültigen Umwandlung in das gewünschte Bild so zu verändern, daß eine gute Bildqualität erhalten
wird. Als Möglichkeiten, dies zu erreichen, werden die Bildverstärkung, die Signal - zur Untergrundratenverbesserung
und die Kantenverschärfung angegeben.
Ein solches Verfahren ist sehr viel vorteilhafter als die herkömmliche Radiographie, bei der ein photographischer
Film mit Silberhalogenid benutzt wird, weil das Bild über einen sehr breiten Bereich der Strahlungsbelichtung
aufgezeichnet wird. Das Verfahren ist daher besonders vorteilhaft, wenn es bei der medizinischen Diagnose
benutzt wird, bei der der menschliche Körper wie bei der herkömmlichen Radiographie aufgezeichnet wird.
Durch Benutzung dieses Systems für solche Zwecke wird es möglich, die Information zu erhalten, die bei der
herkömmlichen Radiographie infolge des begrenzten Belichtungsbereiches, innerhalb dessen ein herkömmlicher
Röntgenstrahlungsfilm aufgezeichnet und betrachtet werden kann, nicht erreicht werden kann.
Da außerdem Röntgenstrahlen den menschlichen Körper schädigen, ist es vom Sicherheitsstandpunkt her
unmöglich, den menschlichen Körper in hohen Dosen Röntgenstrahlen auszusetzen. Die erforderliche Information
bei der Radiographie soll daher erreicht werden, indem der menschliche Körper nur einmal Röntgenstrahlen
vergleichsweise niedriger Dosen ausgesetzt wird. Andererseits sollen Radiographien vorzugsweise sowohl
einen großen Belichtungsumfang als auch eine hohe Bildqualität hohen Kontrastes, hoher Schärfe, niedriger
Hintergrundanteile, u. dgl. zur Betrachtung und Diagnose haben. Die herkömmliche Radiographie erfüllt diese
Bedingungen nur zu einem gewissen Maß. Auch ein Verfahren der eingangs genannten Art löst trotz der
einzelnen zur Bildverbesserung vorgeschlagenen Maßnahmen diese Probleme nicht vollständig.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, die Bildqualität gegenüber der mit dem bekannten Verfahren und
einer entsprechenden Vorrichtung erhaltenen Bildqualität wesentlich zu steigern und ein Strahlungsbild mit
einer hohen Diagnosewirksamkeit und Genauigkeit sowie mit einer hohen Arbeitsgeschwindigkeit und niedrigen
Kosten zu erreichen.
Diese Aufgabe wird mit einem Verfahren nach dem Anspruch 1 und einer Vorrichtung nach dem Anspruch 9 gelöst.
Das so gekennzeichnete erfindungsgemäße Verfahren und eine entsprechende Vorrichtung arbeiten nach
dem Prinzip der unscharfen Maske. Die unscharfe Maskenverarbeitung kann zusammen mit einer Abstufung der
Helligkeitsunterschiede, einer Verminderung der Bildgröße, einem Glättungsverfahren u. dgl. durchgeführt
werden. Außerdem kann der Hervorhebungskoeffizient sowohl mit dem Originalbildsignal Sorg als auch mit
dem unscharfen Maskensignal Sus geändert werden.
Das Prinzip der unscharfen Maske ist an sich z. B. aus der GB-PS 7 61 538 im Zusammenhang mit einem
elektronischen Farbkorrektursystem bekannt. Bei diesem bekannten, bei Farbdruckern verwendeten Verfahren
werden unscharfe Maskensignale nur aus einer Richtung, nämlich der Hauptabtastrichtung, eingeleitet.
Demgegenüber werden bei erfindungsgemäßen Strahlungsbildaufzeichnungssystemen kleinste Unterschiede
in der Röntgenstrahlabsorption, die aus einer unterschiedlich starken Schwächung durch die Objekte, die von
den Röntgenstrahlen durchsetzt werden, nachgewiesen. Hierzu werden aus zwei Dimensionen, nämlich sowohl
der Hauptabtastrichtung als auch der Unterabtastrichtung, Originalsignale verwertet.
Bei Untersuchungen hat sich herausgestellt, daß die räumlichen Frequenzkomponenten des Strahlungsbildes
eines menschlichen Körpers in einem Bereich sehr niedriger Frequenzen liegen,
die hier immer als "extrem niedrige Frequenz" bezeichnet werden, obwohl in verschiedenen Bereichen des zu
diagnostizierenden menschlichen Körpers kleine Frequenzunterschiede vorliegen. Es wurde außerdem festgestellt,
daß die Hervorhebung der Hochfrequenzkomponenten den Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit
nicht verbessern, jedoch die Rauschkomponenten verstärken und damit den Diagnosewirkungsgrad und die
Genauigkeit vermindern und daß außerdem andererseits die Verkleinerung der Hervorhebung der hohen
Frequenzkomponenten das Rauschen vermindert und ein geeignetes Bild für die Diagnose erreichen läßt. Die
vorliegende Erfindung beruht auf diesem Prinzip.
Bei der Erfindung kann mehr als eine unscharfe Maske benutzt werden, solange die Signalumformung nach
Maßgabe der vorstehenden Formel ausgeführt wird. Wenn z. B. zwei unscharfe Masken unterschiedlicher
Größe benutzt werden, kann die Formel in der folgenden Weise ausgedrückt werden:
S′=Sorg+β (Sorg-Sus 1)+α (Sorg-Sus 2).
Diese Formel kann jedoch in der folgenden Form umgeschrieben werden:
Diese umgeschriebene Formel bedeutet, daß die vorstehende Arbeitsweise, die zwei unscharfe Masken
benutzt, als ein Äquivalent zu der zuvor erwähnten prinzipiellen Arbeitsweise betrachtet werden kann, die nur
eine unscharfe Maske benutzt. Wenn die Größe der unscharfen Maske Sus 2 geringer als die der unscharfen
Maske Sus 1 ist und der Hervorhebungskoeffizient α positiv ist, hat die die Modulationsübertragungsfunktion
angebende graphische Darstellung eine Form, die eine zusätzliche Spitze in der hohen Frequenzkomponente im
Bereich der hervorgehobenen Frequenz hat. Wenn der Hervorhebungskoeffizient α negativ ist, hat die graphische
Darstellung eine Form, die einen abgestuften niedrigen Teil in der hohen Frequenzkomponente im Bereich
der hervorgehobenen Frequenz hat. Die erstere ist geeignet zur Aufzeichnung eines Bildes von Knochen,
Blutgefäßen (Vasographie) und des Bauches (Doppelkontrast), und das letztere ist geeignet zum Aufzeichnen
eines Bildes der Brusttomographie, des Gallenblasenbildes, der Leber, des Abdomen und des Kopfes.
Außerdem umfaßt das erfindungsgemäße Verarbeitungsverfahren jede Verarbeitung, bei der die Ergebnisse
der Signalumformung die gleichen sind wie diese der zuvor erwähnten Formel (1), wobei es keine Grenze oder
Beschränkung in bezug auf die Größenordnung dieser Arbeitsweise gibt.
Das bei der Erfindung angegebene unscharfe Maskensignal Sus bedeutet ein Signal, das jeden Abtastpunkt
angibt, der durch Verwischen des Originalsignals sich ergibt, damit es nur die Frequenzkomponente enthält,
die niedriger als die extrem niedrige Frequenz ist. Mit anderen Worten, das unscharfe Maskensignal Sus ist ein
Signal, das ein unscharfes Bild angibt, das durch Verwischen des Originalbildes bis zu einem solchen Maß
erhalten wird, daß das unscharfe Maskensignal nur die extrem niedrige Frequenz enthält. Bei der dem unscharfen
Bild entsprechenden unscharfen Maske ist die Modulationsübertragungsfunktion nicht geringer als 0,5 bei
der räumlichen Frequenz von 0,01 Perioden/mm und nicht mehr als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,5
Perioden/mm. Um außerdem den Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit erheblich zu verbessern, soll eine
unscharfe Maske benutzt werden, bei der die Modulationsübertragungsfunktion nicht geringer als 0,5 bei der
räumlichen Frequenz von 0,02 Perioden/mm und nicht mehr als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,15
Perioden/mm ist.
Mit anderen Worten, die bei der Erfindung zu benutzende unscharfe Maske kann als eine solche definiert
werden, bei der die räumliche Frequenz fc, bei der die Modulationsübertragungsfunktion 0,5 innerhalb des
Bereiches von 0,01 bis 0,5 Perioden/mm und vorzugsweise innerhalb des Bereiches von 0,02 bis 0,15 Perioden/mm
wird.
Außerdem ist darauf hinzuweisen, daß das Originalsignal, wie es bei der Erfindung bezeichnet wird, ein Signal
umfaßt, das mit Hilfe einer zum Stand der Technik gehörenden Signalverarbeitungseinrichtung, wie sie bei
optischen Instrumenten benutzt wird, verarbeitet wird, d. h. das Signal, das durch eine logarithmische Verstärkung
o. dgl. für eine Bandkompression oder eine nicht lineare Kompensation verstärkt wurde. Es ist oft
nützlich, das Signal logarithmisch zu komprimieren, um die Bandbreite des Signals zu komprimieren, wenn ein
die Lichtintensität o. dgl. darstellendes Signal verarbeitet wird.
Bei der Erfindung wird der Hervorhebungskoeffizient β als eine Funktion des Originalbildsignals
(Sorg) oder des unscharfen Maskensignals (Sus) geändert werden. Durch Ändern des Hervorhebungskoeffizienten
als eine Funktion des Originalbildsignals (Sorg) oder des unscharfen Maskensignals (Sus) werden der
Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit weiter verbessert.
Durch Auswahl des Hervorhebungskoeffizienten β und des unscharfen Maskensignals (Sus) kann das Verhältnis
des Maximalwertes (B) der Modulationsübertragungsfunktion des Systems, welcher das sichtbare Bild auf
dem endgültigen Aufzeichnungsmedium auf der Grundlage der hervorgehobenen Signale bildet, zum Grenzwert
(A) der Modulationsübertragungsfunktion, der ein Grenzwert ist, bei dem die räumliche Frequenz unendlich
dicht bei 0 liegt, d. h., B/A, geändert werden. Unter der Bedingung von B/A<1,5 können der Diagnosewirkungsgrad
und die Genauigkeit, verglichen mit der herkömmlichen Radiographie, nicht sehr verbessert werden.
Wenn der Hervorhebungskoeffizient
β entsprechend dem Originalbildsignal Sorg oder dem unscharfen Maskensignal Sus geändert
wird, wird der gewünschte Bereich des Verhältnisses B/A vergrößert und kann mehr als 6, wenn nicht mehr als
10 sein. In diesem Fall wird der maximale Wert des Verhältnisses B/A als der Wert B/A betrachtet, da das
Verhältnis B/A sich selbst ändert, wenn der Wert Sorg oder Sus sich ändert. Es ist daher erforderlich, daß
der Hervorhebungskoeffizient β bei 1,5 bis 10 liegt, wenn er
mit Sorg oder Sus geändert wird. Außerdem wurde festgestellt, daß der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit
erheblich verbessert werden, wenn das Verhältnis B/A innerhalb des Bereiches von 2 bis 5,5 und von 2 bis 8
in den jeweiligen Fällen gewählt wird.
Der Hervorhebungskoeffizient β wird so gewählt, daß das Verhältnis B/A innerhalb dieses gewünschten
Bereiches liegt. Das Verhältnis B/A ändert sich jedoch auch etwas mit der Form der unscharfen Maske oder dem
unscharfen Maskensignal Sus. Der Wert von β kann daher nicht einfach bestimmt werden, solange die Form der
unscharfen Maske, d. h., das Signal Sus, nicht bestimmt ist.
Die unscharfe Maske kann z. B. durch die folgenden Maßnahmen erhalten werden.
- (1) Das Originalbildsignal wird bei jedem Abtastsignal gespeichert, und die gespeicherten Originalbildsignale werden zusammen mit den umgebenden Signalen entsprechend der Größe der unscharfen Maske ausgelesen, um einen Mittelwert als unscharfes Maskensignal Sus zu erhalten. Der Mittelwert wird als einfacher arithmetischer Mittelwert oder als verschiedene Arten eines gewichteten Mittelwertes erhalten. Bei diesem Verfahren wird die unscharfe Maske in Form von Analogsignalen oder in der Form von Digitalsignalen nach einer Analog-Digital-Umformung hergestellt. Außerdem ist es möglich, die unscharfe Maske durch Übertragen des Analogsignals durch ein Tiefpaßfilter in der primären Abtastung und durch Verarbeiten des Signals in digitaler Form in der Unterabtastrichtung hergestellt werden.
- (2) Nachdem das Originalsignal durch Benutzung eines Lichtstrahls o. dgl. mit einem kleinen Durchmesser ausgelesen ist, wird das unscharfe Maskensignal durch Benutzung eines Lichtstrahls mit einem größeren Durchmesser ausgelesen. Dieses ist dann möglich, wenn die anregbare Leuchtbildsubstanz nach der ersten Anregung immer noch anregbar ist.
- (3) Die Ausdehnung des Durchmessers des anregenden Lichtstrahls, die infolge von Streuung beim Hindurchgang des Lichtstrahls durch die anregbare Leuchtschirmsubstanzschicht auftritt, wird benutzt. Wenn der anregende Lichtstrahl die anregbare Leuchtschirmsubstanz abtastet, wird das Originalbildsignal Sorg auf der Auftreffseite der Leuchtschirmsubstanzschicht erhalten, und das unscharfe Maskensignal Sus wird an der entgegengesetzten Seite der Leuchtschirmsubstanzschicht erhalten. In diesem Fall kann die Größe der unscharfen Maske durch Ändern der Größe des Lichtstreueffektes durch die Leuchtschirmsubstanzschicht oder durch Ändern der Größe der Öffnung gesteuert werden, die zum Aufnehmen des gestreuten Lichtes benutzt wird.
Unter den vorstehenden drei Maßnahmen ist die erste Maßnahme im Hinblick auf die Möglichkeit einer
gegebenen Flexibilität der Bildverarbeitung die am meisten bevorzugte.
Um die erste Maßnahme auszuführen, wird die folgende Operation des arithmetischen Mittelwertes für jeden
Abtastpunkt ausgeführt, um das unscharfe Maskensignal Sus zu erhalten.
wobei i und j die Koordinaten des Kreisbereiches, der den Abtastpunkt als Mittelpunkt hat, und αÿ ein Wertigkeitskoeffizient
sind, der vorzugsweise eine glatte Änderung in allen Radialrichtungen isotropisch haben sollte
und die Formel
erfüllt. Dieser Kreisbereich umfaßt N Bildelemente in Richtung seines Durchmessers.
Um jedoch die vorstehende Operation leicht ausführen zu können, müssen N2 Multiplikationen und N2
Additionen ausgeführt werden. Wenn N eine große Zahl ist, erfordert es daher eine sehr lange Zeit, um die
Operation auszuführen, was unpraktisch ist. Da die anregbare Leuchtschirmsubstanzplatte mit einer Abtastgeschwindigkeit
von 5 bis 20 Bildpunkten/mm (50 bis 200 µm Größe des Bildelementes) abgetastet werden muß,
um die notwendigen Frequenzkomponenten des Bildes einzuhalten, ist die Anzahl der Bildelemente (N), die in
der unscharfen Maske enthalten sind, die der extrem niedrigen Frequenz entspricht, unvermeidbar groß, und es
erfordert daher eine sehr lange Zeit, um die vorstehende Operation auszuführen. Zum Beispiel bei der Benutzung
einer unscharfen Maske, die einen Wertigkeitskoeffizienten mit einer Gaußschen Verteilung hat, wird N
über 50, wenn die Größe des Bildelementes 100 µm×100 µm und Fc=0,1 Perioden/mm sind, und etwa gleich
250, wenn Fc=0,02 Perioden/mm ist. Das bedeutet, daß die Zeit zum Ausführen der vorstehenden Operation
sehr lang sein wird.
Um den arithmetischen Mittelwert für den Kreisbereich zu erhalten, sollte der Bereich, in dem die Addition
auszuführen ist, für jede Abtastzeile geändert werden, was den Operationsmechanismus sehr komplex und
kostspielig macht.
Die Operation soll daher vereinfacht werden, um die Zeit zum Durchführen der Operation zum Erhalten des
unscharfen Maskensignals zu vermindern. Ein Beispiel solcher Vereinfachungsmaßnahmen ist, den einfachen
arithmetischen Mittelwert, d. h., den nicht mit Wertigkeiten versehenen arithmetischen Mittelwert, über einen
rechteckigen Bereich zu erhalten, der mit zwei Linien parallel zur primären Abtastrichtung und zwei Linien
parallel zur Unterabtastrichtung eingeschlossen ist. Mit anderen Worten, das unscharfe Maskensignal Sus wird
durch Berechnung des einfachen arithmetischen Mittelwertes der originalen Bildsignale Sorg innerhalb des
rechteckigen Bereiches erhalten. Ein weiteres Beispiel solcher Vereinfachungen besteht darin, ein unscharfes
Signal in der primären Abtastrichtung durch Übertragen des Analogsignals des Originalbildsignals durch ein
Tiefpaßfilter zu erzeugen und dann den arithmetischen Mittelwert der analog-digital-umgeformten Signale in
der Unterabtastrichtung zu erhalten.
Bei der ersteren Maßnahme, bei der das unscharfe Maskensignal Sus durch einen einfachen arithmetischen
Mittelwert innerhalb eines rechteckigen Bereiches erhalten wird, wurde durch die Erfinder nachgewiesen, daß
die Ergebnisse in dem Diagnosewirkungsgrad und der Genauigkeit genauso gut waren, wie die durch Benutzung
einer idealen kreisförmigen unscharfen Maske erhaltenen, die eine Gaußsche Verteilung in ihrem Wertigkeitskoeffizienten
hat, obwohl die zuvor erwähnte Maßnahme dadurch Nachteile hat, daß die Größe der Unschärfe in
der Richtung unterschiedlich ist und außerdem die Übertragungsfunktion unerwünschte Änderungen hat, verglichen
mit der Maske, die eine glatte Änderung des Wertigkeitskoeffizienten in Form der Gaußschen Verteilung
hat. Außerdem ist diese Maßnahme sehr viel vorteilhafter dadurch, daß die Operation sehr einfach ist und daher
keine lange Zeit erfordert, wodurch sich eine Bildverarbeitungsvorrichtung hoher Geschwindigkeit und niedriger
Kosten ergibt. Diese Vorteile sind sowohl für analoge als auch digitale Signale gültig.
Im einzelnen wird, wenn der Wertigkeitskoeffizient αÿ mit dem Originalsignal Sorg (ÿ) an jedem Abtastpunkt
(i, j) multipliziert werden soll, das unscharfe Maskensignal Sus (IJ) durch die mit der folgenden Formel angegebene
Operation erhalten.
wobei i, j die Zahlen sind, die die Koordinate des Abtastpunktes oder Bildelementes angeben, und I, J die Zahlen
sind, die die Koordinate der unscharfen Maske angeben.
Die Anzahl der Berechnungen ist daher etwa N2 Multiplikationen und etwa N2 Additionen, wobei N die
Anzahl der Bildelemente ist, die in einer Richtung in einer unscharfen Maske angeordnet sind. Wenn die Anzahl
der Bildelemente innerhalb der unscharfen Maske groß ist, erfordert es daher eine sehr lange Zeit, um das
unscharfe Maskensignal Sus zu erhalten. Wenn daher z. B. die Größe der unscharfen Maske 6 mm×6 mm ist und
3600 Bildelemente (0,1 mm×0,1 mm) in der unscharfen Maske enthalten sind, müssen 3600 Multiplikationen und
3600 Additionen wiederholt ausgeführt werden. Wenn ein 8-Bit-Mikrocomputer benutzt wird, um diese Berechnungen
mit 3 Millisekunden für eine Multiplikation und 5 Mikrosekunden für eine Addition durchzuführen,
erfordert es etwa 3 Millisekunden×3600+5 Mikrosekunden×366=etwa 11 Sekunden, um ein unscharfes
Maskensignal zu erhalten.
Im Gegensatz dazu kann nach Maßgabe der zuvor erwähnten ersteren Maßnahme, die den einfachen arithmetischen
Mittelwert benutzt, die Zeit zum Erhalten des unscharfen Maskensignals erheblich vermindert werden.
So erfordert es z. B. nur 18 Millisekunden, um ein unscharfes Maskensignal zu erhalten. Durch Benutzung der
weiter unten angegebenen Algorithmen kann außerdem die Anzahl der Berechnungen auf nur 4 vermindert
werden, was eine sehr verkürzte Operationszeit von nur einigen zehn Mikrosekunden zum Erhalten eines
unscharfen Maskensignals Sus ergibt. Mit anderen Worten kann das unscharfe Maskensignal Sus (IJ) erhalten
werden durch
was nur N² Additionen und eine Division bedeutet. Im einzelnen wird, wenn die unscharfe Maske eine rechteckige
Form mit einer Größe von N₁ in der primären Abtastrichtung und von N₂ in der Unterabtastrichtung in
Ausdrücken der Anzahl von Bitelementen hat, das unscharfe Maskensignal Sus (IJ) durch die Formel angegeben:
wobei i eine Zahl in dem Bereich von
und j eine Zahl in dem Bereich von
und N₁ und N₂ sind positive ungerade Zahlen. Dieses bedeutet, daß das unscharfe Maskensignal durch N₁×N₂
Additionen und nur eine Division erhalten werden kann. Durch Verbessern des Prozesses der Operation kann
die Anzahl der Berechnungen zum Erhalten eines unscharfen Maskensignals im Durchschnitt auf 4× vermindert
werden.
Da die Modulationsübertragungsfunktion der rechteckigen unscharfen Maske mit einer gleichmäßigen Wertigkeit
eine sinc-Funktion
wird, wird die zuvor angegebene Definition, daß die räumliche Frequenz fc, bei der die Modulationsübertragungsfunktion
gleich 0,5 wird, 0,01 bis 0,5 Perioden/mm, vorzugsweise 0,02 bis 0,15 Perioden/mm ist, gleich der
ist, bei der die rechteckige unscharfe Maske eine Größe 60 mm bis 1,2 mm, vorzugsweise von 30 mm bis 4 mm
hat. Wenn die Form der unscharfen Maske ein längliches Rechteck ist, hat vorzugsweise jede Seite des Rechtecks
eine Länge innerhalb des vorstehenden Bereiches. Bei der Bildverarbeitung einer linearen Tomographie hat
die unscharfe Maske vorzugsweise die Form eines länglichen Rechtecks.
Bei der letzteren Maßnahme, bei der ein Tiefpaßfilter zum Erhalten eines unscharfen Maskensignals Sus
benutzt wird, wurde durch die Erfinder ebenfalls nachgewiesen, daß die Ergebnisse in dem Diagnosewirkungsgrad
und der Genauigkeit genauso gut waren, wie die, die durch Benutzung der idealen kreisförmigen unscharfen
Maske erhalten wurden, die einen sich ändernden Wertigkeitskoeffizienten hat, obwohl diese vorstehende
Maßnahme keinen gleichförmigen abgeglichenen Wertigkeitskoeffizienten hat. Außerdem ist diese Maßnahme
sehr viel vorteilhafter dadurch, daß die Operation sehr einfach ist und damit keine lange Zeit erfordert, indem
nur eine Tiefpaßfilterung des Analogsignals in der primären Abtastrichtung durchgeführt wird, wodurch die
Operation der digitalen Signale, die einige Zeit erfordert, unnötig wird. Dieses ergibt eine Bildverarbeitungsvorrichtung
hoher Geschwindigkeit und niedriger Kosten. Wenn außerdem die Addition der digitalen Signale in der
Unterabtastrichtung zu einer einfachen arithmetischen Addition gemacht wird, um einen arithmetischen Mittelwert
zu erhalten, muß keine Multiplikation durchgeführt werden, was ebenfalls eine Vereinfachung der Vorrichtung
und eine Beschleunigung der Operation ergibt. Durch die Erfinder wurde ebenfalls nachgewiesen, daß,
selbst mit einer solchen sehr vereinfachten Maßnahme, der sich ergebende Diagnosewirkungsgrad und die
Genauigkeit nicht wesentlich niedriger sind als die, die bei der Maßnahme erhalten werden, bei der die unscharfe
Maske mit Hilfe einer idealen Operation erhalten wird, die eine lange Zeit erfordert.
Bei der Erfindung ist es möglich, einen Glättungsprozeß zusätzlich zu dem zuvor erwähnten unscharfen
Maskenprozeß durchzuführen. Da Rauschen insbesondere im Hochfrequenzbereich auftritt, können der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit gewöhnlich mit Hilfe eines Glättungsprozesses verbessert werden. Bei
dem Glättungsprozeß ist es erwünscht, die Modulationsübertragungsfunktion nicht geringer als 0,5 bei der
räumlichen Frequenz von 0,5 Perioden/mm und nicht größer als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 5
Perioden/mm zu machen. Der gewünschte Grad der Glättung hängt von den Arten des Strahlungsbildes ab. Zum
Beispiel im Fall der Brusttomographie, bei der das Muster eine vergleichsweise niedrige Frequenz hat, soll das
Rauschen soweit wie möglich beseitigt werden. Im Gegensatz dazu wird im Fall der Gefäßabbildung, bei der die
feinen Muster einschließlich der feinen Blutgefäße hohe Frequenz haben, eine zu starke Glättung die feinen
Muster beschädigen und die Bildqualität vermindern. Nach den Forschungen der Erfinder werden jedoch der
Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit für fast alle Arten von Strahlungsbildern verbessert, wenn der
Glättungsprozeß innerhalb des angegebenen Bereiches ausgeführt wird. Außerdem wurde ebenfalls nachgewiesen,
daß der Glättungsprozeß nicht nur dann wirksam ist, wenn er auf das Signal S′ nach dem unscharfen
Maskenprozeß angewendet wird, sondern auch, wenn er unmittelbar auf das Originalbildsignal Sorg angewendet
wird.
Außerdem kann bei der Erfindung eine Abstufung der Helligkeitsunterschiede zusätzlich zu dem zuvor
erwähnten unscharfen Maskenprozeß ausgeführt werden. Die Helligkeitsabstufung, wie eine Kontrastverbesserung
unter Benutzung nicht linearer oder einer linearen Signaltransformation, ist besonders wirksam bei einem
Strahlungsbild, bei dem die Dichte oder Intensität des abgegebenen Lichtes über einen weiten Bereich leicht
geändert wird, wie dieses bei dem Bild von Lungenkrebs oder Brustkrebs der Fall ist. Die Helligkeitsabstufung,
die bei dem Strahlungsbild-Aufzeichnungssystem anwendbar ist, ist in den japanischen Patentanmeldungen
53(1978)-1 63 573, 54(1979)-23 091 und 54(1979)-23 092 des Anmelders beschrieben. Die Helligkeitsabstufung
kann vor oder nach dem unscharfen Maskenprozeß durchgeführt werden.
Die anregbare Leuchtschirmsubstanz, die bei der Erfindung genannt ist, bedeutet eine Leuchtschirmsubstanz
oder ein Phosphor, die Strahlungsenergie speichern kann, wenn sie einer Strahlung von Licht oder Strahlen
hoher Energie ausgesetzt wird und dann Licht nach Maßgabe der gespeicherten Energie bei einer optischen,
thermischen, mechanischen, chemischen oder elektrischen Anregung abgibt. Die anregbare Leuchtschirmsubstanz
soll Licht mit einer Wellenlänge innerhalb des Bereiches von 300 bis 500 nm abgeben. Zum Beispiel wird
ein mit seltenen Erden aktiviertes Erdalkalimetall-Fluorohalogenid-Phosphor bevorzugt. Ein Beispiel dieses
Phosphors bzw. der Leuchtschirmsubstanz ist, wie sie in der japanischen Patentanmeldung 53 (1978)-84 742
angegeben ist, eine Leuchtschirmsubstanz, die durch die Formel (Ba1-x-y, Mgx, Cay)FX: aEu2+ angegeben ist,
wobei X mindestens eines von Cl und Br, x und y Zahlen sind, die 0<x+y≦0,6 und xy≠ erfüllen, und a eine Zahl
ist, die 10-6≦a≦5×10-2 erfüllt. Ein weiteres Beispiel dieser Leuchtschirmsubstanz ist, wie es in der japanischen
Patentanmeldung 53 (1978) 84 744 angegeben ist, eine Leuchtschirmsubstanz,
die durch die Formel (Ba1-x, MII x)FX: yA dargestellt ist, wobei MII mindestens eines von Mg, Ca, Sr, Zn und Cd ist, X mindestens eines von Cl, Br
und I ist, A mindestens eines von Eu, Tb, Ce, Tm, Dy, Pr, Ho, Nd, Yb und Er ist, x eine Zahl ist, die 0≦x≦0,6 erfüllt,
und y eine Zahl ist, die 0≦y≦0,2 erfüllt. Außerdem kann als anregbare Leuchtschirmsubstanz, die bei der
Erfindung benutzt wird, ZnS : Cu, Pb; BaO · xAl₂O₃ : Eu, wobei 0,8≦x≦10 ist, und MIIO · xSiO₂ : A benutzt werden,
wobei MII Mg, Ca, Sr, Zn, Cd oder Ba ist, A ist Ce, Tb, Eu, Tm, Pb, Tl, Bi oder Mn und x eine Zahl, die 0,5≦x≦2,5
erfüllt, wie dieses in der japanischen Patentanmeldung 53 (1978)-84 740 gezeigt ist. Außerdem kann als anregbare
Leuchtschirmsubstanz LnOX : xA benutzt werden, wobei Ln mindestens eines von La, Y, Gd und Lu ist, X
mindestens eines von Cl und Br ist, A mindestens eines von Ce und Tb ist, x eine Zahl ist, die 0≦x≦0,1 erfüllt, wie
dieses in der japanischen Patentanmeldung 53 (1978)-84 743 gezeigt ist. Unter diesen zuvor angegebenen Leuchtschirmsubstanzen
ist das mit seltenen Erden aktivierte Alkalierdmetall-Fluorohalogenid-Phosphor die am meisten
bevorzugte, unter denen Bariumfluorohalogenide die am meisten bevorzugten im Hinblick auf eine hohe
Intensität des abgegebenen Lichtes sind.
Außerdem soll die Leuchtschirmsubstanzschicht der anregbaren Leuchtschirmsubstanzplatte gefärbt werden,
die aus der zuvor erwähnten Substanz hergestellt ist, indem Pigmente oder Farben benutzt werden, um die
Schärfe des dadurch erhaltenen Bildes zu verbessern, wie dieses in der japanischen Patentanmeldung
54 (1979)-71 604 beschrieben ist.
Als anregende Strahlen zum Anregen der Leuchtschirmsubstanz, nachdem die Leuchtschirmsubstanz mit der
Strahlungsenergie eines Bildmusters erregt wurde, wird ein Laserstrahl mit hoher Richtwirkung benutzt. Als
Laserstrahl wird ein Laser mit einer Wellenlänge innerhalb des Bereiches von 500 bis 800 nm, vorzugsweise von
600 bis 700 nm, bevorzugt. Zum Beispiel kann ein He-Ne-Laser (633 nm) oder ein Kr-Laser (647 nm) benutzt
werden. Wenn ein Farbfilter, das das Licht mit einer Wellenlänge oberhalb des Bereiches von 500 bis 800 nm
abschneidet, zusammen mit einer Lichtquelle benutzt wird, kann eine Lichtquelle benutzt werden, die eine
Wellenlängenverteilung oberhalb dieses Bereiches hat.
Die Strahlungsbildinformation, die durch Verwendung der erfindungsgemäßen Einrichtung ausgelesen wird,
wird zur Wiedergabe eines Strahlungsbildes auf einem Aufzeichnungsmedium, wie einem photographischen
Film mit Silberhalogenid, einem Diazofilm oder einem elektrophotographischen Aufzeichnungsmaterial benutzt.
Außerdem kann das Strahlungsbild auch auf einer Kathodenstrahlröhre wiedergegeben werden.
Anschließend wird die Erfindung im einzelnen anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigt:
Fig. 1 ein Ausführungsbeispiel eines Strahlungsbild-Aufzeichnungssystems, bei dem das erfindungsgemäße
Bildverarbeitungsverfahren benutzt wird,
Fig. 2A bis 2D graphische Darstellungen, die die Schritte der bei der Erfindung benutzten Frequenzhervorhebung
zeigen,
Fig. 3A bis 3D graphische Darstellungen, die die verschiedenen Arten der Änderung des Hervorhebungskoeffizienten
β in bezug auf die Helligkeit zeigen, die durch das Originalbildsignal Sorg oder das unscharfe
Maskensignal Sus gegeben ist,
Fig. 4 eine graphische Darstellung, die ein Beispiel der Änderung des Hervorhebungskoeffizienten β in bezug
auf den Wert des Originalbildsignals Sorg zeigt.
Fig. 5 und 6 graphische Darstellungen, die Beispiele der Änderung des Hervorhebungskoeffizienten β in
bezug auf das Bildsignal zeigen,
Fig. 7 und 8 Blockschaltbilder, die Ausführungsbeispiele einer Schaltung zum Erhalten des unscharfen Maskensignals
bei einigen Ausführungsformen der Erfindung angeben,
Fig. 9 eine beispielsweise Darstellung, die die unscharfe Maske, Bildelemente und so weiter zur Erläuterung
eines Algorithmus zum Berechnen des unscharfen Maskensignals zeigt,
Fig. 10A bis 10C Ansichten, die die Kapazität der Speicher darstellen, die zum Ausführen des Algorithmus
benutzt werden, wie es in Fig. 9 erläutert ist,
Fig. 11 ein Blockschaltbild eines Ausführungsbeispiels einer Schaltung zum Ausführen des Algorithmus, wie
es in Fig. 9 erläutert ist,
Fig. 12 und 13 Ansichten, die die Änderungen der Speicher zeigen, die zum Ausführen des vorstehenden
Algorithmus benutzt werden,
Fig. 14 eine beispielhafte Darstellung, die die unscharfe Maske, Bildelemente usw. zur Erläuterung eines
weiteren Algorithmus zum Berechnen des unscharfen Maskensignals zeigt,
Fig. 15A bis 15D Ansichten, die die Kapazität der Speicher darstellen, die zum Ausführen des Algorithmus,
wie er in Fig. 14 erläutert ist, benutzt werden,
Fig. 16 eine beispielsweise Teilansicht, die im einzelnen den in Fig. 14 erläuterten Algorithmus erläutert,
Fig. 17A, 17B und 19 graphische Darstellungen, die die Beziehung zwischen der hervorgehobenen Frequenz
und der Abschätzung der sich ergebenden Bilder im Diagnosewirkungsgrad und der Genauigkeit zeigen, und
Fig. 18 und 20 graphische Darstellungen, die die Beziehung zwischen dem Ausmaß oder Grad der Hervorhebung
und der Abschätzung der sich ergebenden Bilder im Diagnosewirkungsgrad und der Genauigkeit zeigen.
Jetzt wird die Erfindung im einzelnen in bezug auf ihre besonderen Ausführungsbeispiele erläutert, die bei
einem Röntgenbild-Aufzeichnungssystem angewendet werden, das eine anregbare Leuchtschirmsubstanz benutzt.
Fig. 1 zeigt ein Ausführungsbeispiel des Strahlungsbild-Aufzeichnungssystems, bei dem das erfindungsgemäße
Bildverarbeitungsverfahren benutzt wird. Wie in Fig. 1 gezeigt ist, ist die anregbare Leuchtschirmsubstanz 1
auf einer Trommel 2 angeordnet. Ein Abtastspiegel 3a lenkt den Anregungsstrahl von einer Laserquelle 3 in die
primäre Abtastrichtung B, und die Trommel 2 dreht sich um ihre Achse, um die anregbare Leuchtschirmsubstanz
1 in der Unterabtastrichtung A zu bewegen. Auf diese Weise wird die anregbare Leuchtschirmsubstanz 1 durch
den anregenden Strahl zweidimensional abgetastet. Die Anregungsstrahlquelle (Laser) 3 ist vorgesehen, um
einen Anregungsstrahl in Richtung der Trommel 2 abzugeben. Der von der Laserquelle 3 ausgesandte Anregungsstrahl
trifft auf der anregbaren Leuchtschirmsubstanz 1 auf, die auf der Trommel 2 angeordnet ist, um die
anregbare Leuchtschirmsubstanz 1 abzutasten und anzuregen.
Das bei der Anregung von der anregbaren Leuchtschirmsubstanz 1 ausgesandte Licht wird von einem
Photodetektor, wie einem Photovervielfacher 4, über ein Lichtführungsteil 4a empfangen. Das Ausgangssignal
des Photodetektors 4 wird mit einem Verstärker 5 verstärkt und dann mit Hilfe eines Analog-Digital-Umformers
6 in ein digitales Signal umgeformt. Das digitale Signal wird auf einem Magnetband 7 aufgezeichnet.
Das in dem Magnetband 7 gespeicherte digitale Signal wird mit Hilfe einer Operationseinrichtung 8, wie
einem Minicomputer, ausgelesen und nach dem Erhalten des unscharfen Maskensignals Sus wird der unscharfe
Maskenprozeß ausgeführt. Die Bildverarbeitung ist im wesentlichen ein Hervorheben der extrem niedrigen
Frequenz, was ein unscharfer Maskenprozeß ist. Zusätzlich zu dem unscharfen Maskenprozeß werden eine
Änderung des Hervorhebungskoeffizienten β, eine Helligkeitsabstufung, eine Bildverkleinerung, ein Glättungsprozeß
u. dgl. durchgeführt, um den Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit des sich schließlich ergebenden
Bildes weiter zu verbessern.
Der unscharfe Maskenprozeß wird durch Ausführung der Operation durchgeführt, die durch die folgende
Formel angegeben ist:
S′=Sorg+β (Sorg-Sus). (6)
Das unscharfe Maskensignal Sus, das durch die nachfolgende Maßnahme erhalten wird, soll eine Modulationsübertragungsfunktion
von nicht weniger als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,01 Perioden/mm und nicht
mehr als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,5 Perioden/mm, vorzugsweise von nicht weniger als 0,5 bei der
räumlichen Frequenz von 0,02 Perioden/mm und nicht mehr als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,15
Perioden/mm haben. Um die Operation der vorstehenden Formel durchführen zu können, muß außerdem der
Hervorhebungskoeffizient β bestimmt werden. Diese Werte werden für verschiedene Teile des menschlichen
Körpers oder des zu diagnostizierenden Objektes im voraus bestimmt oder von Fall zu Fall durch eine externe
Operation bestimmt. Wenn diese Werte für die verschiedenen Objekte im voraus bestimmt sind, werden diese
Werte in einem Speicher der Operationseinrichtung gespeichert, die bei der Signalverarbeitung benutzt wird.
Das durch den unscharfen Maskenprozeß in der zuvor erwähnten Weise erhaltene Signal S′ wird außerdem
einem Glättungsprozeß zum Vermindern der Hochfrequenzkomponente ausgesetzt. Durch den Glättungsprozeß
wird das Rauschen ohne Beschädigung der für die Diagnose erforderlichen Information vermindert.
Die Operation mit der unscharfen Maske wird anschließend im einzelnen in Verbindung mit den Fig. 2A bis
2D erläutert.
Fig. 2A zeigt die Frequenzempfindlichkeit, mit der das auf der anregbaren Leuchtschirmsubstanz aufgezeichnete
Bild mit 10 Bildelementen pro Millimeter abgetastet wird. Die Frequenzempfindlichkeit oder Modulationsübertragungsfunktion
(MTF) wird in bekannter Weise durch eine Sinc-Funktion angegeben, wenn eine Öffnung
mit einer rechteckigen Bewertung als die Öffnung für den Photodetektor benutzt wird, und als eine Gaußsche
Funktion angegeben, wenn eine Öffnung mit einer Bewertung nach der Gaußschen Funktion benutzt wird.
Fig. 2B zeigt die Modulationsübertragungsfunktion einer rechteckigen unscharfen Maske (I) und einer Gaußschen
unscharfen Maske (II), die nicht geringer als 0,5 bei 0,01 Perioden/mm und nicht mehr als 0,5 bei 0,5
Perioden/mm ist. Im Falle der unscharfen Maske der Kurve (I) wurde das unscharfe Maskensignal berechnet,
indem ein arithmetischer Mittelwert von etwa 63 Bildelementen×63 Bildelementen (was durch die Größe N=63
angegeben ist) auf der anregbaren Leuchtschirmsubstanz erhalten, die mit 10 Bildelementen pro Millimeter
abgetastet wird. Dieses ist dem Fall äquivalent, bei dem das Bild auf der anregbaren Leuchtschirmsubstanz mit
einem Lichtstrahl abgetastet wird, der eine Querschnittsgröße von 6,3 mm×6,3 mm hat. Im Falle der unscharfen
Maske der Kurve (II) wurde das unscharfe Maskensignal berechnet, indem ein bewerteter Mittelwert mit einem
Bewertungskoeffizienten Gaußscher Verteilung erhalten wurde. Andere Faktoren waren alle die gleichen wie
die im Falle der Kurve (I) benutzten. Versuche der Erfinder zeigten, daß die Ergebnisse in Ausdrücken des
Diagnosewirkungsgrades und der Genauigkeit etwa die gleichen für die zwei unscharfen Masken (I) und (II)
waren, die eine unterschiedliche Form der Modulationsübertragungsfunktion in ihrem Hochfrequenzbereich
haben.
Fig. 2C zeigt die Modulationsübertragungsfunktion des verarbeiteten Signals von (Sorg-Sus).
Fig. 2D zeigt das Ergebnis der Operation bei (I), was dem Signal S′ entspricht, wobei der Hervorhebungskoeffizient
β auf 3 festgelegt ist. Als gezeigtes Ergebnis ist der Maximalwert (B) der Modulationsübertragungsfunktion
des hervorgehobenen Bildsignals etwa 4,6× so groß wie der Wert (A) der Modulationsübertragungsfunktion,
der ein Grenzwert ist, bei dem die räumliche Frequenz unendlich nahe an 0 ist. Die gestrichelte Linie (II) in
Fig. 2D zeigt die Modulationsübertragungsfunktion in dem Fall, bei dem der Glättungsprozeß mit 5 Bildelementen×5
Bildelementen bei dem in Fig. 2D gezeigten Signal S′ angewendet wird.
Die Fig. 3A bis 3D zeigen die Änderung des Hervorhebungskoeffizienten β, der als eine Funktion der
Helligkeit geändert wird, die durch das Originalbildsignal Sorg oder das unscharfe Maskensignal Sus dargestellt
ist. Die Helligkeit gibt das Bildsignal an, d. h., die Menge des von der Leuchtschirmsubstanz bei ihrer Anregung
abgegebenen Lichtes.
Fig. 3A zeigt eine flache Art, bei der β auf einen konstanten Wert festgelegt ist. Fig. 3B zeigt eine monoton
ansteigende Art (β′≧0), Fig. 3C zeigt eine monoton abfallende Art (β′≦0) und Fig. 3D zeigt eine Hervorhebungsart
mittlerer Helligkeit. Die in Fig. 3C gezeigte Art kann auch als Hervorhebungsart niedriger Helligkeit
bezeichnet werden, ähnlich wie die in Fig. 3D gezeigte Art als Hervorhebungsart mittlerer Helligkeit bezeichnet
wird, wobei beide Arten einen Bereich von β′<0 umfassen. Die Änderung des Hervorhebungskoeffizienten
β, die durch die Fig. 3B, 3C und 3D gezeigt ist, hat eine gestufte Art, wie dieses durch die Kurve a dargestellt ist,
und eine glattgebogene Art, wie dieses durch die Kurve b dargestellt ist.
Durch Ändern von β als eine monoton ansteigende Funktion, wie dieses in Fig. 3B gezeigt ist, kann die
Bildung eines künstlichen Bildes verhindert werden, das bei der Frequenzhervorhebung erscheinen könnte. Ein
Beispiel dafür ist, wenn das Röntgenstrahlungsbild eines Magens, das durch Benutzung eines Bariumsulfatkontrastmittels
erhalten wird, dieser Frequenzhervorhebung ausgesetzt wird, d. h., der Bevorzugung bestimmter
räumlicher Frequenzkomponenten, oder dem unscharfen Maskenprozeß mit einem festliegenden Hervorhebungskoeffizienten
β ausgesetzt wird, wird die Grenze des Bereiches niedriger Helligkeit, der eine gleichmäßige
niedrige Helligkeit über einen breiten Bereich hat, der dem das Bariumkontrastmittel enthaltenden Teil
entspricht, zu stark hervorgehoben und es wird ein künstliches Bild mit einer Doppelkontur erscheinen. Wenn
der Hervorhebungskoeffizient β so geändert wird, daß er in dem Bereich niedriger Helligkeit für den mit dem
Kontrastmittel gefüllten Teil niedrig ist und für den Bereich großer Helligkeit für die Mageneinzelheiten o. dgl.
groß gemacht wird, kann das Erscheinen des künstlichen Bildes mit den Doppelkonturen verhindert werden.
Wenn im Falle eines Vorderbrustbildes β festgelegt ist, so steigt das Rauschen in dem Bereich niedriger
Helligkeit, wie der Wirbelsäule und dem Herzen an, und im Extremfall werden die feinen Teile lediglich zu weiß
gesättigt, nämlich dem Nebelpegel des Aufzeichnungsmediums, was die Betrachtung des Bildes erheblich stört
und den Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit stark vermindert. Wenn dagegen β klein in den Bereichen
niedriger Helligkeit, wie der Wirbelsäule oder dem Herzen ist und groß in dem Bereich großer Helligkeit, wie
der Lunge, gemacht wird, können das zuvor erwähnte Rauschen und die gesättigten weiten Bereiche verhindert
werden.
Die Hervorhebung bei niedriger Helligkeit, wie sie in Fig. 3C gezeigt ist, ist bei einem Objekt geeignet, bei
dem die Diagnose des Teils niedriger Helligkeit besonders wichtig ist und der Bereich der niedrigen Helligkeit
nicht einen Großteil des Gesamtbildes einnimmt. Zum Beispiel die Gefäßabbildung oder Lymphographie soll
einer Frequenzhervorhebung dieser Art ausgesetzt werden, da bei diesen Objekten die Schärfe eines bestimmten
Teils stark vergrößert werden soll, selbst wenn das Rauschen damit etwas vergrößert wird. Auf diese Weise
werden der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit bei diesen Objekten durch eine Hervorhebung der
niedrigen Helligkeit stark verbessert.
Die Hervorhebung mittlerer Helligkeit, wie diese in Fig. 3D gezeigt ist, ist bei einem Ojektiv geeignet, bei dem
die Diagnose der Teile mittlerer Helligkeit besonders wichtig ist und die Teile niedriger und hoher Helligkeit
einen Großteil des Gesamtbildes einnehmen, jedoch für die Diagnose nicht wichtig sind. Zum Beispiel bei der
Gallenblasenabbildung oder der Leber sollen diese der Frequenzhervorhebung dieser Art ausgesetzt werden, da
bei diesen Objekten nicht nur der Teil mittlerer Helligkeit hervorgehoben werden soll und das Rauschen und die
Luftteile, die den Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit vermindern, sollen nicht hervorgehoben werden.
Bei jedem Beispiel der zuvor erwähnten Arten werden, wenn der Hervorhebungskoeffizient β auf einen
kleinen Wert für die Frequenzhervorhebung festgelegt ist, der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit nicht
verbessert, da der Kontrast der wichtigen Teile, wie der Mageneinzelheiten, der Blutgefäße und der Lunge und
Venen, nicht hervorgehoben wird, obwohl verschiedene künstliche Bilder verhindert werden können. Durch eine
kontinuierliche Änderung des Hervorhebungskoeffizienten β nach Maßgabe der Helligkeit des Bildes auf der
anregbaren Leuchtschirmsubstanz kann daher ein Strahlungsbild erhalten werden, das einen hohen Diagnosewirkungsgrad
und eine Genauigkeit hat, die das Auftreten eines künstlichen Bildes steuern.
Fig. 4 zeigt ein weiteres Ausführungsbeispiel der Änderung von β nach Maßgabe des Originalbildsignals
Sorg. Bei diesem Ausführungsbeispiel wird β etwa linear zwischen der maximalen Helligkeit S₁ und der minimalen
Helligkeit S₀ geändert, die aus einem Histogramm des Bildes auf der anregbaren Leuchtschirmsubstanz
erhalten werden. Die maximalen und minimalen Werte S₁ und S₀ werden nach Maßgabe der Art des zu
verarbeitenden Röntgenstrahlungsbildes bestimmt. So können z. B. die maximalen und minimalen Helligkeiten
als die Helligkeit bestimmt werden, bei der das integrierte Histogramm 90 bis 100% und 0 bis 10% jeweils wird.
Die Fig. 5 und 6 zeigen graphische Darstellungen von Ausführungsbeispielen der Änderung von β für die
Hervorhebung der niedrigen Helligkeit und der mittleren Helligkeit.
In Fig. 5 wird β vom maximalen Wert βmax zum minimalen Wert βmin vermindert, während sich die
Helligkeit von A nach B ändert. Mit anderen Worten wird im Bereich niedriger Helligkeit, d. h., von Smin bis A,
der Hervorhebungskoeffizient β maximal, d. h. βmax, gemacht und im Bereich hoher Helligkeit, d. h. von B bis
Smax, wird der Hervorhebungskoeffizient β minimal, d. h. βmin, gemacht. Die Helligkeit A soll eine Summe der
minimalen Helligkeit Smin und von 0,2 bis 0,5× der Differenz ΔS zwischen der maximalen Helligkeit Smax und
der minimalen Helligkeit Smin sein, d. h., es gilt [Smin+(0,2 . . . 0,5)×ΔS]. Die Helligkeit B soll die Summe von
Smin und 0,7 bis 1×ΔS sein, d. h. gleich [Smin+(0,7 . . . 1)×ΔS].
Wie in Fig. 6 durch die durchgezogene Linie a gezeigt ist, wird β vom ersten Minimum βmin 1 bis zum
Maximum βmax zwischen der Helligkeit A und B vergrößert und vom Maximum βmax bis zum zweiten
Minimum βmin 2 zwischen der Helligkeit C und D vermindert. Mit anderen Worten, wird im Bereich niedriger
Helligkeit Smin bis A und dem Bereich großer Helligkeit D bis Smax der Hervorhebungskoeffizient klein
gemacht (βmin 1, βmin 2) und im Bereich mittlerer Helligkeit B bis D wird der Hervorhebungskoeffizient groß
gemacht (βmax). Der erste minimale Wert βmin 1 und der zweite minimale Wert βmin 2 können einander gleich
sein. Im Falle der Änderung, wie sie durch die strichpunktierte Linie b unterschiedlich von der zuvor erwähnten
und durch die durchgezogene Linie a gezeigte Änderung gezeigt ist, vergrößert sich der Hervorhebungskoeffi
zient β zwischen A und E und verkleinert sich zwischen E und D. In Fig. 6 sollen die Helligkeiten A, B, C, D und E
vorzugsweise jeweils die minimale Helligkeit Smin plus 0 bis 0,2× der Differenz ΔS zwischen der maximalen
Helligkeit Smax und der minimalen Helligkeit Smin, d. h., Smin+(0 . . . 0,2)×ΔS, die mittlere Helligkeit
minus 0 bis 0,2× der Differenz ΔS, d. h., -(0 . . . 0,2)×ΔS, die mittlere Helligkeit () plus 0 bis 0,2× der
Differenz ΔS, d. h., +(0 . . . 0,2)×ΔS, die maximale Helligkeit Smax minus 0 bis 0,2× der Differenz ΔS, d. h.
Smax-(0 . . . 0,2)×ΔS, und die mittlere Helligkeit sein.
Bei der vorstehenden Operation, die einen sich ändernden Hervorhebungskoeffizienten, wie es in den Fig. 5
und 6 gezeigt ist, benutzt, sind die maximale und minimale Helligkeit Smax, Smin beide die maximalen und
minimalen Helligkeiten innerhalb des für die Diagnose erforderlichen Bildes, d. h., es können noch hellere oder
weniger hellere Teile außerhalb des wesentlichen Bildes innerhalb der anregbaren Leuchtschirmsubstanz vor
handen sein. Falls gewünscht, kann die maximale und minimale Helligkeit als die maximalen und minimalen
Helligkeiten innerhalb des gesamten Bereiches der anregbaren Leuchtschirmsubstanz gewählt werden.
Durch die Versuche der Erfinder wurde ebenfalls festgestellt, daß die Ergebnisse etwa die gleichen sind, wenn
der Hervorhebungskoeffizient β mit dem Originalbildsignal oder mit dem unscharfen Maskensignal geändert
wird.
Neben der zuvor erwähnten Frequenzhervorhebung mit Hilfe der unscharfen Maske kann ein Helligkeitsab
stufungsverfahren zum Ändern der Helligkeitsabstufung des Bildes vorgesehen sein. Wenn das Helligkeitsabstu
fungsverfahren vor dem unscharfen Maskenverfahren durchgeführt wird, wird die Analog-Digital-Umformung
vorgenommen, nachdem das Signal zur Helligkeitsabstufung mit einer nicht linearen Analogschaltung verarbei
tet wurde. Wenn der Helligkeitsabstufungsprozeß nach dem unscharfen Maskenprozeß durchgeführt wird, kann
der Helligkeitsabstufungsprozeß in digitaler Form durchgeführt werden oder er kann in analoger Form nach der
Digital-Analog-Umformung durchgeführt werden. Es ist auch möglich, den Helligkeitsabstufungsprozeß in
digitaler Form nach der Analog-Digital-Umformung vor dem unscharfen Maskenprozeß durchzuführen.
Die Daten, die einer Frequenzhervorhebung und außerdem dem Helligkeitsabstufungsprozeß nach Bedarf
ausgesetzt wurden, werden auf dem Magnetband 7 aufgezeichnet. Die auf dem Magnetband 7 aufgezeichneten
Daten werden ausgelesen und mit Hilfe eines Digital-Analog-Umformers 9 in ein Anlogsignal umgeformt, das
zum Modulieren einer Aufzeichnungslichtquelle 11 nach ihrer Verstärkung mit Hilfe eines Verstärkers 10
benutzt wird. Das von der Lichtquelle 11 abgegebene Aufzeichnungslicht belichtet über eine Optik 12 einen
Aufzeichnungsfilm 13, der auf einer Trommel 14 angeordnet ist. Die Trommel 14 dreht sich um ihre Achse und ist
in axialer Richtung beweglich. Auf diese Weise wird auf dem Film 13 ein Strahlungsbild, das der Frequenzher
vorhebung des unscharfen Maskenprozesses unterworfen ist, aufgezeichnet. Das schließlich auf dem Film 13
aufgezeichnete Bild wird für die Diagnose benutzt.
Wenn das Bild endgültig auf dem photographischen Film aufgezeichnet wird, kann eine Verkleinerung des
Bildes durch Aufzeichnen des Bildes mit einer höheren Abtastfrequenz als die Frequenz bei der Eingabeabta
stung erreicht werden. Wenn z. B. das Eingabetastsystem eine Abtastfrequenz von 10 Bildelementen/Millime
ter und das Ausgabetastsystem eine Abtastfrequenz von 20 Bildelementen/mm haben, hat das endgültig
erhaltene Bild die halbe ursprüngliche Bildgröße.
Das verkleinerte Bild mit einem Verkleinerungsverhältnis von ½ bis ¹/₃ ist zur weiteren Verbesserung des
Diagnosewirkungsgrades und der Genauigkeit erwünscht, da die Frequenzkomponente, die für die Diagnose
notwendig ist, in die Nähe der Frequenz bei der größtmöglichen Sichtbarkeit gelangt und dem Beobachter damit
der Bildkontrast vergrößert erscheint.
Jetzt werden bevorzugte Verfahren der Operation zum Erhalten des unscharfen Maskensignals im einzelnen
erläutert.
Fig. 7 zeigt ein Ausführungsbeispiel eines Verfahrens zum Ausführen der Operation zum Erhalten des
unscharfen Maskensignals Sus. Wie in Fig. 7 gezeigt ist, wird das Ausgangssignal des Photodetektors 21, der das
von der anregbaren Leuchtschirmsubstanz bei ihrer Anregung abgegebene Licht mißt, mit Hilfe eines Verstär
kers 22 verstärkt, der die Verstärkung einschließlich einer nicht linearen Korrektur oder Bandkompression,
ähnlich einer logarithmischen Umformung, durchführt, um ein Originalbildsignal Sorg zu erhalten. Das Original
bildsignal Sorg wird an eine Operationseinheit 23 zum Durchführen des unscharfen Maskenprozesses nach der
Formel (1) einerseits und andererseits an ein Tiefpaßfilter 24 zum Erhalten des unscharfen Maskensignals Sus
gegeben. In dem Tiefpaßfilter 24 wird der Analogwert von Sorg gefiltert, so daß nur seine extrem niedrige
Frequenzkomponente übertragen und dann in ein digitales Signal Si mit Hilfe eines Analog-Digital-Umformers
umgeformt wird. Das umgeformte digitale Signal wird zum Berechnen eines arithmetischen Mittelwertes
mit Hilfe einer digitalen Rechenschaltung 26 benutzt. Der erhaltene Wert wird an die Operationseinheit 23 als
unscharfes Maskensignal Sus gegeben. In dieser Formel bedeutet ai einen Bewertungskoeffizienten für das
Signal Si, das von dem Analog-Digital-Umformer 15 kommt. Im Falle eines einfachen arithmetischen Mittelwer
tes wird ai gleich 1/N gemacht, wobei N die Anzahl der Abtastzeilen ist, die in der Unterabtastrichtung über
einen Bereich gezählt werden, der von einer unscharfen Maske abgedeckt werden soll.
Wie in Fig. 7 gezeigt ist, wird das Originalbildsignal Sorg an die Operationseinheit 23 in Form eines Analogsi
gnals gegeben. Da dieses Signal Sorg erhalten wurde, bevor das unscharfe Maskensignal Sus an die Einheit 23
gegeben wird, muß die Eingabe des Originalbildsignals Sorg so verzögert werden, daß beide Signale Sorg und
Sus gleichzeitig an die Einheit 23 gegeben werden. Andererseits kann das Originalbildsignal Sorg in einem
Speicher gespeichert werden, nachdem es in einen digitalen Wert umgeformt wurde, und kann aus dem Speicher
ausgelesen werden, wenn es zusammen mit dem unscharfen Maskensignal Sus benutzt wird. Auf jeden Fall muß
die Eingabe des Originalbildsignals Sorg in die Einheit 23 um die Zeit verzögert werden, die für die Berechnung
des unscharfen Maskensignals Sus mit Hilfe des Tiefpaßfilters 24, des Analog-Digital-Umformers 25 und der
Schaltung 26 erforderlich ist, so daß die Signale Sorg und Sus gleichzeitig an die Operationseinheit 23 gegeben
werden.
Bei dieser Schaltung gibt daher das Ausgangssignal des Photodetektors 21 die Intensität des von der anregba
ren Leuchtschirmsubstanz bei ihrer Anregung abgegebenen Lichtes an, die sich über einen breiten dynamischen
Bereich ändert. Es ist daher unpraktisch, das Ausgangssignal unmittelbar zu verarbeiten, das sich über einen
solchen breiten dynamischen Bereich ändert. Vielmehr soll der dynamische Bereich des Signals komprimiert
werden. So soll das Signal z. B. auf einen Wert umgeformt werden, der der endgültigen optischen Dichte
entspricht. Um die Kompression des Ausgangssignals in dieser Weise durchzuführen, soll das Ausgangssignal
logarithmisch komprimiert werden, wie dieses bei in einer Kamera benutzten Lichtmeßschaltungen zum Stand
der Technik gehört. Die logarithmische Kompression kann mit Hilfe des Verstärkers 22 durchgeführt werden,
der erforderlichenfalls die nicht lineare Verstärkung oder Umformung des Signals bewirkt.
Die Abschneidefrequenz des Tiefpaßfilters 24 wird durch ein Verhältnis unter der räumlichen Frequenz von
0,01 bis 0,5 Perioden/mm oder vorzugsweise 0,02 bis 0,15 Perioden/mm, der Bildelementgröße Millimeter/Bild
element und der Bildelementfrequenz Bildelement/Sekunde gewählt. Mit anderen Worten, die Abschneidefre
quenz, nämlich ein Abfall von 6 dB, des Tiefpaßfilters 24, die mit fLP Perioden/Sekunde bezeichnet ist, wird durch
die Formel bestimmt:
fLP (Perioden/Sekunden) = fc (Perioden/mm) × d (mm/Bildelement) × n (Bildelement/Sekunde), (7)
wobei die gewünschte räumliche Frequenz gleich fc (Perioden/mm), die Bildelementgröße gleich d (mm/Bildele
ment) und die Bildelementfrequenz in der primären Abtastrichtung gleich n (Bildelement/Sekunde) sind.
Es ist darauf hinzuweisen, daß das Ausgangssignal des Photodetektors 21, das bei dem zuvor beschriebenen
Beispiel der Fig. 7 als verstärkt angegeben wurde, bevor es im Tiefpaß gefiltert wurde, auch verstärkt werden
kann, nachdem es im Tiefpaß gefiltert wurde, wie es in Fig. 8 gezeigt ist. Bei dem in Fig. 8 gezeigten Ausfüh
rungsbeispiel wird das Ausgangssignal des Photodetektors 21 in zwei Ausgangssignale unterteilt, von denen
eines an ein Tiefpaßfilter 24 und das andere an einen Verstärker 22a gegeben wird, der erforderlichenfalls eine
nicht lineare Korrektur ähnlich einer logarithmischen Kompression durchführt. Das Ausgangssignal des Ver
stärkers 22a wird als ein Originalbildsignal Sorg abgenommen, und andererseits wird das Ausgangssignal des
Tiefpaßfilters 24 an einen weiteren Verstärker 22b gegeben, der dem Verstärker 22a äquivalent ist. Das
Ausgangssignal des Verstärkers 22b wird an die Rechenschaltung 26 gegeben, um einen arithmetischen Mittel
wert Sus=ΣaiSi über einen Analog-Digital-Umformer 25 zu erhalten. Das Ausgangssignal der Rechenschal
tung 26 ist das unscharfe Maskensignal Sus und wird an eine Operationseinheit 23 gegeben, um den unscharfen
Maskenprozeß zusammen mit dem Originalbildsignal Sorg unter Benutzung der Formel durchzuführen:
S′ = Sorg + β (Sorg - Sus).
Fig. 9 zeigt die Bildelemente und die Art des Algorithmus, der bei der Berechnung des unscharfen Maskensi
gnals nach Maßgabe eines weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiels der Erfindung benutzt wird.
Wie in Fig. 9 gezeigt ist, wird angenommen, daß eine unscharfe Maske MIJ rechteckig ist, wie dieses durch
eine durchgezogene Linie angegeben ist, und wird von zwei parallelen Linien, die sich in der primären Abtast
richtung erstrecken, und zwei parallelen Linien eingeschlossen, die sich in der Unterabtastrichtung erstrecken. In
der Zeichnung bedeutet die primäre Abtastrichtung die horizontale Abtastrichtung. Die Unterabtastrichtung ist
daher natürlich die vertikale Abtastrichtung. Um die folgende Erläuterung zu vereinfachen, wird angenommen,
daß die unscharfe Maske quadratisch ist. Die Länge einer Seite der quadratischen Maske ist N in Ausdrücken der
Zahl der Bildelemente, wobei N eine positive ungerade Zahl ist. Die unscharfe Maske MIJ wird für das Signal S′IJ
auf der Grundlage aller Originalbildsignale für die Bildelemente berechnet, die in der Maske MIJ enthalten sind.
S′IJ ist das endgültige Signal, das durch die Formel [S′=Sorg+β (Sorg-Sus)] für einen Abtastpunkt bzw. ein
Bildelement in der Mitte der Maske erhalten wird. SIJ ist das Originalbildsignal für das Bildelement PIJ an der
Oberseite der Maske MIJ. Nach Erhalt von SIJ wird schließlich die Berechnung der interessierenden unscharfen
Maske möglich. TIJ ist die Gesamtsumme aller Signale der Bildelemente innerhalb der Maske MIJ, die eine Zahl
von N² hat, d. h.,
Zuerst wird das Signal SIJ des interessierenden Bildelementes PIJ in der zugehörigen Adresse der Summe S in
dem Speicher gespeichert. Jede Adresse soll eine Zahl von Bits haben, die den Signalwert des Bildelementes
angeben kann, nämlich z. B. 8 Bits.
Dann wird die Summe CIJ der Signale der N Bildelemente in Richtung der primären Abtastung erhalten, die
durch die folgende Formel angegeben ist:
Dieses kann durch eine Formel erhalten werden:
CIJ = CI-1,J + SI,J - SI-N,J, (10)
indem die Summe CI-1,J der Signale der N Bildelemente, die vor dem Bildelement PIJ in der Zeile des Bildelemen
tes PIJ angeordnet sind, das Signal SI-N,J der Bildelemente, die an den N Bildelementen vor dem interessierenden
Bildelement PIJ angeordnet sind, und das Signal SIJ des Bildelementes PIJ benutzt werden. Die Summe CIJ wird an
der zugehörigen Adresse der Summe C im Speicher gespeichert. Jede Adresse dieses Speichers erfordert eine
Anzahl von Bits, die zum Verhindern eines Überfließens erforderlich ist, was von der Anzahl N abhängt.
Dann wird die Gesamtsumme TIJ des Signals von N² Bildelementen innerhalb der Maske MIJ erhalten. Dieses
kann durch die Formel erreicht werden:
TIJ = TI,J + CI,J - CI,J-N, (11)
indem die Gesamtsumme TI,J-1 des Signals von den N² Bildelementen innerhalb der Maske MI,J-1, die eine Zeile
zurück zur Unterabtastrichtung der Maske MI,J einschließlich des Bildelementes PI,J angeordnet ist, die Summe
CI,J-N der Signale der N Bildelemente in der letzten Zeile der Maske MI,J-1, die nicht in der Maske MIJ enthalten
ist, und die Summe CIJ der Signale der Bildelemente in der oberen Zeile einschließlich des Bildelementes PIJ
benutzt werden. Der erhaltene Wert TIJ wird in der zugehörigen Adresse der Gesamtsumme T in dem Speicher
gespeichert. Da die Gesamtsumme TIJ der Wert ist, der N²× größer als der unscharfe Maskenwert ist, kann der
unscharfe Maskenprozeß durch Benutzung dieses Wertes mit der Formel durchgeführt werden:
Nachfolgend wird die für die vorstehende Operation erforderliche Kapazität des Speichers erläutert.
Fig. 10A zeigt den Speicher für das Signal SIJ, das Worte in der Unterabtastrichtung und Nm Worte in der
Hauptabtastrichtung haben sollte. Nm ist die Zahl, die gleich oder annähernd gleich der Anzahl von allen
Bildelementen in der Hauptabtastrichtung ist. Ein Wort dieses Speichers kann z. B. 8 Bits haben. Fig. 10B zeigt
den Speicher für die Summe CIJ, der N+1 Worte in der Unterabtastrichtung und Nm Worte in der Hauptabtast
richtung haben sollte. Ein Wort dieses Speichers soll zwei- oder dreimal so viel Bits wie das vorerwähnte Wort
für SIJ haben. Fig. 10C zeigt den Speicher für die Gesamtsumme TIJ, der nur zwei Worte in der Unterabtastrich
tung und Nm Worte in der Hauptabtastrichtung haben sollte.
Fig. 11 zeigt ein Ausführungsbeispiel als Blockschaltbild zum Ausführen der vorstehenden Operation. Das
Originalbildeingabesignal Sin, das an ein Verknüpfungsglied 31 gegeben wird, wird an einen Speicher 32 übertra
gen, der die genannte Kapazität hat, und in diesem gespeichert. Auf der Grundlage der gespeicherten Informa
tion führt eine Operationseinheit 33 die Operation aus. Das Verknüpfungsglied 31, der Speicher 32 und die
Operationseinheit 33 werden mit Hilfe einer Steuerschaltung 34 gesteuert. Die Ergebnisse der Operation mit
Hilfe der Operationseinheit 33 ist ein Ausgangssignal von dem Verknüpfungsglied 31 über den Speicher 32 in
Form eines Bildausgangssignals SOUT.
Nach Maßgabe des vorstehenden Verfahrens der Operation wird die Operation zum Erhalten des unscharfen
Maskensignals Sus erheblich vereinfacht, wodurch die Vorrichtung zum Ausführen der Operation ebenfalls
erheblich vereinfacht werden kann. Diese Vereinfachung beruht auf dem Verfahren, das die rechteckige Maske
benutzt und einen einfachen arithmetischen Mittelwert der Signale innerhalb der rechteckigen Maske bildet. Mit
anderen Worten, nach Maßgabe dieses Verfahrens, das den einfachen arithmetischen Mittelwert der Signale
innerhalb der rechteckigen Maske berechnet, kann ein erheblich vereinfachter Algorithmus, wie er zuvor
erläutert wurde, benutzt werden, und die Operation wird erheblich vereinfacht. Die Strahlungsbildverarbeitung
kann daher nach Maßgabe der Erfindung sehr einfach praktisch ausgeführt werden.
Außerdem können bei der vorstehenden Erläuterung die Speicher für die drei Arten der Information 35, 36
und 37 in der in Fig. 12 gezeigten Weise unterteilt werden, so daß der Adressenstrang und der Datenstrang in
drei Gruppen unterteilt werden und die drei Arten der Information gleichzeitig aufgerufen werden können. Wie
es in Fig. 13 gezeigt ist, können außerdem die drei Speicher in Reihe geschaltet werden, so daß die Adressen in
den drei Speichern nacheinander angesteuert werden. Bei dem in Fig. 12 gezeigten Ausführungsbeispiel wird
die Operationszeit weiter verkürzt.
Die Steuerschaltung und die Operationseinheit können durch eine besonders aufgebaute Hardware gebildet
werden, wie eine PLA (programmierbare logische Anordnung) oder freie logische Schaltungen (Random Logic
Circuits). Für die Steuerschaltung und die Operationseinheit können auch ein Mikrocomputer oder ein Minicom
puter benutzt werden. Ein Mikrocomputer, z. B. ein Bitslice Typ, kann für die Steuerschaltung und eine beson
ders ausgebildete Schaltung kann für die Operationseinheit benutzt werden. Bei der tatsächlichen Schaltung
wird eine geeignete Hardware nach Maßgabe der erforderlichen Operationsgeschwindigkeit ausgewählt.
Ein weiterer Algorithmus, der eine weitere Verminderung der Kapazität des Speichers ermöglicht, wird
anschließend anhand der Fig. 14, 15 und 16 erläutert.
Bei diesem Algorithmus wird, nachdem das Signal SIJ des oberen interessierenden Bildelementes PIJ in der
unscharfen Maske MIJ in der zugehörigen Adresse im Speicher für S gespeichert ist, die Summe EIJ der Signale
der N Bildelemente in der Unterabtastrichtung, d. h.,
berechnet und in der zugehörigen Adresse in dem Speicher für E gespeichert. Diese Berechnung wird unter
Benutzung der Formel ausgeführt:
EI,J = EI,J-1 + SI,J - SI,J-N. (14)
Durch Benutzung der gespeicherten Werte wird die Gesamtsumme TI,J, die äquivalent dem N²× größeren
Wert des unscharfen Maskensignals ist, durch Benutzung der folgenden Formel erhalten:
TI,J = TI-1,J + EI,J - EI-N,J (15)
Durch dieses Verfahren ist es unmöglich, die Berechnung nach der Formel (15) durchzuführen, wenn die
primäre Abtastrichtung vom rechten Ende zum linken Ende zurückkehrt. Die Summe der N Signale SI,J der
linken Seite der primären Abtastzeile, die durch RJ angegeben ist, was durch
angegeben ist, wird daher zuerst berechnet und an der zugehörigen Adresse in dem Speicher für R gespeichert.
RJ wird, wie in Fig. 16 gezeigt, durch R₁, was die Summe von S1,1 bis S5,1 ist, und durch R₅ angegeben, was die
Summe von S1,5 bis S5,5 ist, wenn N beispielsweise gleich 5 ist. Wenn das interessierende Bildelement sich von S5,5
auf S6,5 ändert, ändert sich R₅ nicht.
Wenn die primäre Abtastung daher vom rechten Ende zum linken Ende zurückkehrt, wird TI,J durch Benut
zung dieses RJ durch die folgende Formel erhalten:
TI,J = TI,J-1 + RJ - RJ-N. (17)
Durch Benutzung von TI,J wird der unscharfe Maskenprozeß mit Hilfe der folgenden Formel durchgeführt:
Dieser Algorithmus erfordert einen Speicher für das Signal SI,J, der N+1 Worte in der Unterabtastrichtung
und Nm Worte in der primären Abtastrichtung hat, wie dieses in Fig. 15A gezeigt ist. Jedoch erfordert dieser
Algorithmus nur sehr kleine Speicher für R, E und T, wie dieses in den Fig. 15B, 15C und 15D gezeigt ist. Der
Speicher für R und E erfordert N+1 Worte und der Speicher für T erfordert nur zwei Worte. Ein Wort des für S
benutzten Speichers kann z. B. nur 8 Bits erfordern, jedoch erfordert ein Wort des für R, E und T benutzten
Speichers z. B. 16 Bits, was von der Größe von N abhängt. Die Kapazität des Speichers, der eine längere Bitlänge
hat, wird vermindert, so daß damit dieser Algorithmus den großen Vorteil hat, daß die gesamte Speicherkapazi
tät sehr klein ist. Die Kapazität des in den Fig. 15A bis 15D gezeigten Speichers ist daher sehr viel geringer als
die Kapazität des in den Fig. 10A bis 10C gezeigten Speichers, wodurch die gesamte Vorrichtung zum Ausfüh
ren des Strahlungsbild-Verarbeitungsverfahrens vereinfacht wird.
Die zuvor erwähnten zwei Algorithmen sind für die digitale Verarbeitung vorgesehen, bei der die Signale in
digitaler Form verarbeitet werden. Es ist jedoch auch möglich, das Analogsignal in der primären Abtastrichtung
zu integrieren und den integrierten Wert in dem Speicher zu speichern und danach eine numerische Integration
der gespeicherten Werte in der Unterabtastrichtung durchzuführen, um das unscharfe Maskensignal Sus zu
erhalten. In diesem Fall sind, da der Analogwert für jedes Bildelement integriert wird, N analoge Integrations
schaltungen erforderlich. Die Anzahl der analogen Integrationsschaltungen kann jedoch auf nur eine vermindert
werden, wenn das folgende Verfahren benutzt wird.
Das heißt, das analoge Ausgangssignal Sorg des Abtastpunktes wird in zwei Signale unterteilt, von denen
eines durch eine Verzögerungsschaltung verzögert wird. Das verzögerte Signal und das andere Signal werden
an eine Differenzsignaloperationsschaltung gegeben, die ein Ausgangssignal abgibt, das die Differenz zwischen
den beiden Eingangssignalen angibt (Sorg-TSorg). Das verzögerte Signal TSorg ist ein um eine Verzögerungs
zeit T verzögertes Signal, das durch das Produkt einer Abtastzeit τ eines Bildelementes und der Anzahl der
Bildelemente N in der unscharfen Maske, gezählt in der primären Abtastrichtung, gegeben ist, d. h., T=τ×N.
Das Ausgangssignal der Differenzsignaloperationsschaltung wird integriert, um die Gesamtsumme der Sorg
durch folgende Formel zu erhalten:
Der integrierte Wert entspricht dem Wert CI,J, der in den Fig. 9 und 10 gezeigt ist, der in der Unterabtastrich
tung durch eine digitale Operation addiert wird, um den Wert TI,J zu erhalten. Durch Benutzung des Wertes TI,J
wird die unscharfe Maske Sus in der zuvor erwähnten Weise erhalten. Dieses ist auch ein Verfahren, mit dem der
gewünschte Wert Sus mit einer hohen Geschwindigkeit und einfach berechnet werden kann, d. h., ein bevorzug
tes Verfahren für eine analoge Operation.
Außerdem ist die unscharfe Maske Sus (IJ) ein Wert, der aus den Signalen Sÿ innerhalb der Maske erhalten
wird, die an ihrem Mittelpunkt einen Abtastpunkt (ÿ) hat und die Abtastpunkte innerhalb eines nachfolgend
angegebenen Bereiches abdeckt:
wobei Nx die Anzahl der Bildelemente in der primären Abtastrichtung und Ny die Anzahl der Bildelemente in der
Unterabtastrichtung sind. Es ist daher unmöglich, das unscharfe Maskensignal eines Abtastpunktes an der Kante
des Bildes zu erhalten, da einige der Signale um den Abtastpunkt herum an der Kante des Bildes nicht definiert
sind.
Um das unscharfe Maskensignal Sus für den Abtastpunkt an der Kante des Bildes zu erhalten, können mit
einem einfachen und vorteilhaften Verfahren die Signale der äußeren Bildelemente, d. h., der Bildelemente an der
Kante des Bildes, gespeichert werden, und diese gespeicherten Signale können für imaginäre Bildelemente um
das Bild herum benutzt werden, wobei angenommen wird, daß das Signal der äußeren Bildelemente das gleiche
für die imaginären Bildelemente um das Bild herum ist. Es ist auch möglich anzunehmen, daß die imaginären
Bildelemente um das Bild herum mit schwarz oder weiß angenommen werden oder aber einen Zwischenwert
zwischen schwarz und weiß haben.
Außerdem umfaßt bei den vorstehenden Ausführungsbeispielen das Originalbildsignal Sorg das Signal, das
der Bandkompression und/oder einer nicht linearen Korrektur ähnlich einer logarithmischen Kompression
ausgesetzt wurde. Bei der praktischen Anwendung soll das Originalbildsignal ein Signal sein, das einer Bandkom
pression, ähnlich einer logarithmischen Kompression od. dgl., ausgesetzt ist, da das Signal das Ausgangssignal
des Photodetektors ist, das den Pegel der Helligkeit angibt. Es ist natürlich möglich, das Ausgangssignal des
Photodetektors unmittelbar als Sorg ohne irgendeine Verarbeitung zu benutzen. Außerdem sollte theoretisch
die Berechnung des unscharfen Maskensignals auf dem Signal beruhen, das die Energie selbst angibt. Durch
Versuche wurde jedoch nachgewiesen, daß der Mittelwert, der aufgrund des logarithmisch komprimierten
Wertes erhalten wurde, der der Dichte und nicht der Energie entspricht, die gleichen Ergebnisse im Hinblick auf
den Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit zeigt. Dieses ist in der Praxis sehr willkommen und vorteilhaft,
um die Operation auszuführen.
Die Erfindung ist nicht auf die vorstehenden Ausführungsbeispiele beschränkt, sondern kann in verschiedenen
Änderungen ebenfalls ausgeführt werden.
Das Auslesen des Bildes in der Leuchtschirmsubstanz kann durch Benutzung einer sich drehenden Trommel,
auf der die Leuchtschirmsubstanzplatte angeordnet ist, oder durch Benutzung eines flachen Trägers ausgeführt
werden, der zum Abtasten bewegt wird und auf dem die Leuchtschirmsubstanzplatte angeordnet ist. Die
Leuchtschirmsubstanz kann ebenfalls optisch mit Hilfe einer Laserstrahlabtastung abgetastet werden. Das
Auslesen kann auch mit Hilfe eines Strahlabtastsystems, ähnlich einem Abtaster mit fliegendem Punkt, erfolgen.
Obwohl bei dem zuvor beschriebenen Ausführungsbeispiel das digitale Ausgangssignal des Analog-Digital-
Umformers 6 einmal auf einem Magnetband gespeichert wird und die zuvor erwähnte Operation aufgrund
dieses gespeicherten Ausgangssignals ausgeführt wird, ist es auch möglich, das Signal in Realzeit zu verarbeiten
und unmittelbar das verarbeitete Signal an die Wiedergabestation weiterzugeben. Außerdem kann die Opera
tion des unscharfen Maskensignals nach dem Aufzeichnen der erforderlichen Information auf einem Magnet
band unabhängig ausgeführt werden oder es kann leitungsabhängig ausgeführt werden, wobei die Information
zeitweilig in einem Kernspeicher gespeichert wird.
Die Erfindung wird jetzt anhand verschiedener Beispiele erläutert.
Mehr als 100 Proben typischer Strahlungsbilder verschiedener Teile eines menschlichen Körpers wurden
sowohl in Form der herkömmlichen Radiographie als auch in Form eines Strahlungsbildes untersucht, das auf
einem Aufzeichnungsmedium mit Hilfe des erfindungsgemäßen Strahlungsbild-Verarbeitungsverfahrens aufge
zeichnet wurde. Insbesondere wurden der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit zwischen diesen beiden
Arten von Bildern verglichen. Zum Untersuchen der verschiedenen Faktoren bei der Erfindung wurden der
Hervorhebungskoeffizient β und die räumliche Frequenz fc, bei der die Modulationsübertragungsfunktion 0,5
wird, in unterschiedlicher Weise verändert. Als unscharfe Maske wurde ein kreisförmiger Bereich benutzt, in
dem die Bildsignale mit Hilfe eines nach Gauß bewerteten Mittelwertes gemittelt wurden.
Die Ergebnisse wurden durch vier Radiologen abgeschätzt, da es unmöglich war, den Diagnosewirkungsgrad
und die Genauigkeit durch eine objektive physikalische Abschätzung durch Benutzung der Schärfe, des Kontra
stes und der Körnigkeit abzuschätzen.
Die Normung der Abschätzung war die folgende:
+2: | |
Der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit wurden stark verbessert und angehoben. Zum Beispiel die erkrankten Teile, die bei der herkömmlichen Radiographie nicht erkannt wurden, wurden erkennbar oder die erkrankten Teile, die sehr schwer zu erkennen waren, wurden klar erkennbar. | |
+1: | Der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit wurden verbessert. Zum Beispiel wurden erkrankte Teile, die schwer zu erkennen waren, erkennbar. |
0: | Der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit wurden nicht verbessert, obwohl das Bild etwas klarer wurde. |
-1: | Der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit wurden in einigen Teilen vermindert, während sie in anderen Teilen verbessert wurden. |
-2: | Der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit wurden vermindert, ohne daß es Teile gab, bei denen sie verbessert wurden. |
Die Fig. 17A und 17B zeigen die Ergebnisse der Beziehung zwischen der Abschätzung des erhaltenen Bildes
und der Frequenz fc, bei der die Modulationsübertragungsfunktion gleich 0,5 wurde. Fig. 17A zeigt die Beispiele
eines vorderen Brustbildes, und Fig. 17B zeigt Beispiele der Knochen. Die dünne durchgezogene Linie (I) zeigt
die Ergebnisse, bei denen der Hervorhebungskoeffizient β auf den Wert 3 festgelegt war. Beim Vergleich der
Fig. 17A und 17B ist zu erkennen, daß der Frequenzbereich, bei dem die Abschätzung hoch ist, bei den
Beispielen für die vordere Brustaufnahme, verglichen mit den Knochenbeispielen, nach unten verschoben wurde.
Daher wurde festgestellt, daß die Frequenzkomponenten, die hervorgehoben werden sollten, von der Art der
Erkrankung oder des Teils des menschlichen Körpers abhängen. Die gestrichelte Linie (II) zeigt die Ergebnisse,
bei denen β nach Maßgabe des Originalbildsignals kontinuierlich geändert wurde. Bei beiden Beispielen wurde
der Bereich einer hohen Abschätzung sowohl in den niedrigeren als auch den höheren Frequenzbereich ausge
dehnt. Dieses liegt daran, daß in Fig. 17A gesättigte weiße Bereiche, die auf den Nebelpegel des Aufzeichnungs
mediums gesättigt sind, am Herzen und Knochenteil, einschließlich der Wirbelsäule, verschwinden und in
Fig. 17B ein ansteigendes Rauschen verhindert wurde.
Beim Beispiel der Brust wurde der Hervorhebungskoeffizient β so geändert, daß er bei der Helligkeit S₀ auf 0
eingestellt wurde, wo das integrierte Histogramm 10% wurde, was der maximalen Helligkeit an der Wirbelsäule
äquivalent ist, und auf drei bei der Helligkeit von S₁ eingestellt wurde, wo es 50% wurde, was der minimalen
Helligkeit an der Lunge äquivalent ist, und zwischen beiden linear geändert wurde.
Die strichpunktierte Linie (III) zeigt die Ergebnisse, bei denen der Helligkeitsabstufungsprozeß zusätzlich zum
vorstehend angegebenen Prozeß angewendet wurde, so daß der Kontrast des Herzens vermindert und der
Kontrast der Lunge in Fig. 17A erhöht wurde sowie der Kontrast insgesamt auf 1,5× dem ursprünglichen
Kontrast in Fig. 17B angehoben wurde.
Die dicke durchgezogene Linie (IV) zeigt die Ergebnisse, bei denen die Größe des Bildes auf ½ bis ¹/₃
zusätzlich zu den zuvor angegebenen Prozessen vermindert wurde.
Beim Helligkeitsabstufungsprozeß wurde eine Krankheit, die eine leichte Änderung im Kontrast über einen
großen Bereich, wie ein Lungenkrebs oder ein Muskeltumor, zeigt, klarer gemacht. Durch die Verkleinerung der
Bildgröße wurden die extrem niedrigen Frequenzkomponenten, die für die Diagnose wichtig sind, dichter an die
optimale Frequenz der Modulationsübertragungsfunktion für die menschliche visuelle Empfindlichkeit (1 bis 2
Perioden/mm) herangerückt, und der Kontrast erschien verbessert zu sein, und der Diagnosewirkungsgrad und
die Genauigkeit wurden verbessert.
Wenn außerdem ein Glättungsprozeß zum Einstellen der Modulationsübertragungsfunktion auf nicht weni
ger als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,5 Perioden/mm und nicht mehr als 0,5 bei der räumlichen Frequenz
von 5 Perioden/mm zusätzlich zu der zuvor erwähnten Hervorhebung der extrem niedrigen Frequenzkompo
nenten ausgeführt wurde, wurde das Rauschen, d. h. die Körnigkeit, des Bildes beseitigt, und der Diagnosewir
kungsgrad und die Genauigkeit wurden verbessert.
Fig. 18 zeigt die Beziehung zwischen der Abschätzung und dem Maß der Hervorhebung, die durch das
Verhältnis B/A in einer Brust angegeben ist. In diesem Fall wurde der hervorzuhebende Frequenzbereich auf
Fc=0,1 festgelegt, und der Hervorhebungskoeffizient β wurde verschiedentlich geändert. Die Kurve a in Fig. 18
zeigt die Ergebnisse bei denen β unabhängig von dem Originalbildsignal festgelegt wurde, und die Kurve b zeigt
die Ergebnisse, bei denen β kontinuierlich mit dem Originalbildsignal geändert wurde. Das Verhältnis B/A ist das
Maximalverhältnis von B/A. Bei der Kurve a, bei der β konstant ist, fällt die Abschätzung unter 0 infolge eines
künstlichen Bildes, wenn das Verhältnis B/A mehr als 6 oder 7 wird. In der Kurve b, bei der β geändert wird,
verschwindet das künstliche Bild, und die Abschätzung befindet sich oberhalb von 0 über einem breiten Bereich
von 1,5≦B/A≦10. Auch bei den anderen Beispielen wurden im wesentlichen die gleichen Ergebnisse beobach
tet.
Die Tabelle 1 zeigt den Bereich von fc, in dem die Abschätzung verbessert oder oberhalb von 0 für andere
Anwendungen lag. Die Frequenz fc ist die räumliche Frequenz, die an der Leuchtschirmsubstanzplatte gemessen
wird.
Teil der Probe | |
Frequenzbereich (fc: Perioden/mm) | |
Vorderer Brustkorb | 0,01-0,2 |
Seitlicher Brustkorb | 0,01-0,05 |
Knochen (einschl. Muskeln) | 0,05-0,5 |
Mamma (Verkalkung) | 0,1-0,5 |
Mamma (Krebs) | 0,01-0,1 |
Blutgefäße | 0,1-0,5 |
Magen | 0,1-0,5 |
Wie in der vorstehenden Tabelle gezeigt ist, wurde nachgewiesen, daß der Frequenzbereich, der wichtig für
die Diagnose ist, in einem sehr niedrigen Frequenzbereich um den Bereich von 0,01≦fc≦0,5 Perioden/mm lag.
Außerdem wurde nachgewiesen, daß die Diagnose weiterhin durch die Kombination der Hervorhebung der
extrem niedrigen Frequenz und eines anderen Prozesses verbessert wurde, wie der Änderung des Hervorhe
bungskoeffizienten β, des Helligkeitsabstufungsprozesses, der Bildverkleinerung und des Glättungsprozesses,
was für alle vorstehenden Proben oder Krankheiten gilt.
200 Proben für die in Tabelle 2 gezeigten Teile wurden sowohl bei der herkömmlichen Radiographie als auch
bei dem erfindungsgemäß erhaltenen Strahlungsbild untersucht. Insbesondere wurden der Diagnosewirkungs
grad und die Genauigkeit zwischen diesen beiden Arten von Bildern verglichen.
Einfaches Bild: | |
Vorderer Brustkorb, seitlicher Brustkorb, Abdomen, Knochen, Kopf, Mamma | |
Kontrastbild: | Magen mit Doppelkontrast, Blutgefäß (Gefäßabbildung), Venen, Lymphographie |
Tomographisches Bild: | Brustkorb, Abdomen |
Beim Verfahren zum Erhalten des Wiedergabebildes wurde der Hervorhebungskoeffizient β auf 3 festgelegt,
und ein rechteckiger Bereich wurde als unscharfe Maske benutzt, um einen einfachen arithmetischen Mittelwert
der Bildsignale der Bildelemente in dieser zu erhalten. Die Abschätzung wurde bei sechs unterschiedlichen
räumlichen Frequenzen durchgeführt, bei denen die Modulationsübertragungsfunktion 0,5 (fc) wurde. Die
Ergebnisse wurden von vier Radiologen, zwölf Klinikärzten und vier radiologischen Technikern abgeschätzt.
Diese Spezialisten schätzten die Wiedergabebilder durch subjektive Abschätzung. Die Normung der Abschät
zung war die gleiche wie beim Beispiel I.
Fig. 19 zeigt die Ergebnisse der Abschätzung durch die zwanzig Spezialisten für 200 Proben, die in einer
einfachen Kurve in einer graphischen Darstellung der Abschätzung gemittelt wurden, die über der räumlichen
Frequenz fc aufgetragen wurde, bei der die Modulationsübertragungsfunktion gleich 0,5 wurde.
Wie in Fig. 19 gezeigt ist, war der Bereich der Frequenz fc, in dem der Diagnosewirkungsgrad und die
Genauigkeit besonders verbessert wurden, 0,02 bis 0,15 Perioden/mm. Außerdem wurde durch diese Untersu
chung nachgewiesen, daß der Bereich von fc, in dem die Ergebnisse des Prozesses nach Maßgabe der Erfindung
als verbessert zu erkennen waren, nicht so unterschiedlich für unterschiedliche Strahlungsbilder war, obwohl der
Wert von fc, bei dem die Abschätzung die höchste war, d. h., der Abschätzungsspitzenwert war etwas unter
schiedlich in Abhängigkeit von der abschätzenden Person, des abgeschätzten Teils, d. h., Teil des menschlichen
Körpers, oder der Krankheit und des Zweckes der Untersuchung des Strahlenbildes, d. h., einer Reihenuntersu
chung oder einer genauen individuellen Untersuchung.
Typische 20 Proben von Teilen, wie sie in der Tabelle 2 angegeben sind, wurden abgeschätzt, wobei fc bei 0,05
Perioden/mm festgelegt und B/A verschiedentlich geändert wurde. Durch das gleiche Verfahren wie beim
Beispiel II wurde das Strahlungsbild gemäß der Erfindung erhalten und von zwanzig Spezialisten wie beim
Beispiel II abgeschätzt. Die Durchschnittswerte der Abschätzung sind in Fig. 20 gezeigt.
Wie in Fig. 20 gezeigt ist, wurden, wenn β festgelegt war (Kurve a), der Diagnosewirkungsgrad und die
Genauigkeit im Bereich von 1,5 bis 6 von B/A verbessert und besonders verbessert in dem Bereich von 2 bis 5,5.
Wenn β geändert wurde (Kurve b), wurden der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit in dem Bereich von
1,5 bis 10 verbessert und besonders verbessert in dem Bereich von 2 bis 8.
Typische 100 Proben von Teilen, wie sie in der untenstehenden Tabelle 3 angegeben sind, wurden abgeschätzt,
wobei β nach Maßgabe des Originalbildsignals oder des unscharfen Maskensignals geändert wurde, wie dieses in
den Fig. 3A bis 3D gezeigt ist. Das unscharfe Maskensignal wurde als ein einfacher arithmetischer Mittelwert
der Bildsignale innerhalb eines rechteckigen Bereiches benutzt. Die Frequenz fc der optimalen Frequenz für
jede der Proben wurde innerhalb eines Bereiches von 0,01 bis 0,5 Perioden/mm experimentell ausgewählt. Die
Abschätzung der sich ergebenden Bilder wurde nach dem gleichen Verfahren vorgenommen, wie es bei dem
Beispiel I benutzt wurde.
Die Ergebnisse der Abschätzung sind in der Tabelle 3 gezeigt. In der Tabelle 3 bedeuten A, B, C und D die
Ergebnisse der Abschätzung des Bildes in dem Fall, bei dem β jeweils in der in den Fig. 3A, 3B, 3C und 3D
gezeigten Weise geändert wurde. Wenn die Abschätzung in dem Fall, bei dem β wie in Fig. 3B gezeigt
abgeändert wurde, besser als in dem Fall war, bei dem β in der in Fig. 3C gezeigten Weise abgeändert wurde,
wird das Abschätzungsergebnis z. B. in Form von C≦ωτB angegeben.
Wie in der Tabelle 3 gezeigt ist, wurde nachgewiesen, daß die Abschätzung dann höher war, wenn β geändert
wurde, wie dieses in den Fig. 3B, 3C oder 3D geändert wurde, als in dem Fall, bei dem β festgelegt war, wie
dieses in Fig. 3A gezeigt ist.
Vier Proben für jeweils den Brustkorb und Knochen wurden zum Vergleich der idealen unscharfen Maske mit
der unscharfen Maske einer rechteckigen Form verglichen.
Das Abtasten des Bildes in der anregbaren Leuchtschirmsubstanz wurde mit einer Größe von 10 Bildelemen
ten/mm durchgeführt, und eine kreisförmige Maske mit einem Durchmesser von 6 mm wurde benutzt, um das
ideale unscharfe Maskensignal durch Bewertung des Originalbildsignals mit einem Bewertungskoeffizienten zu
berechnen, der eine Gaußsche Verteilung über der Maske hat. Eine weitere unscharfe Maske wurde durch
Abtasten der Leuchtschirmsubstanz in der primären Richtung mit einer Geschwindigkeit von 20×10³ Bildele
menten/Sekunde durchgeführt, und das Ausgangssignal des Bildsignals wurde durch ein Tiefpaßfilter hindurch
gegeben, das eine Abschneidefrequenz von 0,2×10³ Perioden/Sekunde hat. Die im Tiefpaßfilter gefilterten
Signale wurden einfach für die Unterabtastrichtung mit Hilfe einer digitalen Berechnung, d. h., eines einfachen
arithmetischen Mittelwertes, zusammenaddiert. Der Hervorhebungskoeffizient β wurde auf 2 eingestellt.
Die Abschätzung der Ergebnisse wurde durch das gleiche Verfahren vorgenommen wie beim Beispiel I,
nämlich durch vier Radiologen. Die Ergebnisse zeigten, daß keine Differenz zwischen den vorerwähnten zwei
Arten von unscharfen Masken in ihrem Diagnosewirkungsgrad und ihrer Genauigkeit festzustellen waren.
Der Hervorhebungskoeffizient β wurde auf 4 geändert, und alle anderen Bedingungen waren die gleichen wie
beim Beispiel V. Die erhaltenen Ergebnisse waren im wesentlichen die gleichen wie beim Beispiel V.
Claims (9)
1. Verfahren zum Verarbeiten eines Strahlungsbildes bei einem Strahlungsbild-Aufzeichnungssystem, bei
dem eine anregbare Leuchtschirmsubstanz mit einem Anregungsstrahl angeregt und die in der anregbaren
Leuchtschirmsubstanz aufgezeichnete Strahlungsbildinformation ausgelesen und in ein elektrisches Signal
bei der Anregung umgeformt und zum Zweck der Bildverbesserung aufbereitet wird und dann ein sichtbares
Bild auf einem Aufzeichnungsmedium mit Hilfe des elektrischen Signals aufgezeichnet wird, dadurch
gekennzeichnet, daß zum Zweck der Bildverbesserung eine durch die Formel
S′ = Sorg + β (Sorg - Sus)ausgedrückte Operation durchgeführt wird, wobei Sorg das von der anregbaren Leuchtschirmsubstanz
ausgelesene Originalbildsignal, β ein Hervorhebungskoeffizient und Sus ein unscharfes, jeweils aus Original
signalen sowohl der primären Abtastrichtung als auch der Unterabtastrichtung (zweidimensional) ermitteltes
Maskensignal, das einer extrem niedrigen räumlichen Frequenz an jedem Abtastpunkt entspricht, sind,
wodurch die Frequenzkomponente oberhalb dieser extrem niedrigen räumlichen Frequenz hervorgehoben
wird, wobei
das unscharfe Maskensignal der Modulations
übertragungsfunktion entspricht, die nicht geringer als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,01 Peri
oden/mm und nicht größer als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,5 Perioden/mm ist, und der Hervorhebungskoeffi
zient entweder mit dem Originalbildsignal oder dem unscharfen Maskensignal geändert wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das unscharfe Maskensignal der Modulations
übertragungsfunktion entspricht, die nicht geringer als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,02 Peri
oden/mm und nicht mehr als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,15 Perioden/mm ist.
3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die maximale Modulationsübertragungsfunk
tion des endgültig aufgezeichneten Strahlungsbildes, das durch die genannte Formel hervorgehoben ist, 1,5-
bis 10× so groß wie der Grenzwert der Modulationsübertragungsfunktion ist, bei dem die räumliche
Frequenz unendlich nahe dem Wert 0 ist.
4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, gekennzeichnet durch den weiteren Verfahrensschritt eines
Glättungsprozesses, wobei die Modulationsübertragungsfunktion nicht geringer als 0,5 bei der räumlichen
Frequenz von 0,5 Perioden/mm und nicht mehr als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 5 Perioden/mm ist.
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß das unscharfe Maskensignal
Sus durch Filtern des Originalbildsignals Sorg in analoger Form in der primären Abtastrichtung mit einem
Tiefpaßfilter erhalten wird und daß ein arithmetischer Mittelwert der so gefilterten Signale in digitaler Form
nach einer Analog-Digital-Umformung in der Unterabtastrichtung berechnet wird.
6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß der arithmetische Mittelwert ein einfacher
arithmetischer Mittelwert ist.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß das unscharfe Maskensignal
Sus durch Berechnen eines einfachen arithmetischen Mittelwertes der Originalbildsignale Sorg der Abtast
punkte innerhalb eines rechteckigen Bereiches erhalten wird, der durch zwei parallele Linien in Richtung der
Hauptabtastung und zwei parallele Linien in Richtung der Unterabtastung eingeschlossen ist.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß das endgültig aufgezeich
nete Bild, verglichen mit dem Bild auf der anregbaren Leuchtschirmsubstanz, in seiner Größe verkleinert
wird.
9. Vorrichtung zum Verarbeiten eines Strahlungsbildes bei einem Strahlungsbild-Aufzeichnungssystem
mit einer Anregungsstrahlquelle zum Abgeben eines anregenden Strahls, der eine anregbare Leuchtschirm
substanz abtastet und anregt, so daß dieses Licht nach Maßgabe eines in ihr aufgezeichneten Strahlungsbil
des angibt, mit einem Photodetektor zum Erfassen des abgegebenen Lichtes und Umformen des Lichtes in
ein elektrisches Signal, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung eine Operationseinheit (23 bis 26) zum
Verarbeiten des elektrischen Signals umfaßt, mit der eine Operation entsprechend der folgenden Formel
durchführbar ist:
S′ = Sorg + β (Sorg - Sus),wobei Sorg das von dem Photodetektor erfaßte Originalbildsignal, β ein Hervorhebenskoeffizient und Sus
ein unscharfes, jeweils aus Originalsignalen sowohl der primären Abtastrichtung als auch der Unterabtast
richtung (zweidimensional) ermitteltes Maskensignal sind, das einer extrem niedrigen räumlichen Frequenz
bei jedem Abtastpunkt entspricht, und daß die Operationseinheit (23-26)
eine Einrichtung zum Ändern des Hervorhebungskoeffizienten β in Abhängigkeit entweder von
dem Originalbildsignal Sorg oder des unscharfen Maskensignals Sus aufweist.
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1979
- 1979-12-21 NL NL7909276A patent/NL189231C/xx not_active IP Right Cessation
- 1979-12-27 DE DE19792952426 patent/DE2952426C3/de not_active Expired - Lifetime
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