DE4124743A1 - Digitale strahlungsbildsignalverarbeitungsvorrichtung - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft eine digitale Strahlungsbildsignal­ verarbeitungsvorrichtung.

Strahlungsbilder, wie Röntgen(strahlungs)bilder, werden häufig für die Diagnose von Erkrankungen benutzt. Für die Gewinnung eines Röntgenbildes wird herkömmlicherweise eine Strahlungsphotographie benutzt, die durch Aufstrahlen von Röntgenstrahlung, welche durch ein Aufnahmeobjekt hin­ durchgetreten ist, auf eine Fluoreszenzschicht (Leucht­ schirm) zwecks Erzeugung sichtbarer Strahlung, Aufstrahlen der sichtbaren Strahlung auf einen auf die gleiche Weise wie bei einem gewöhnlichen photographischen Aufzeichnungs­ material mit Silbersalz beschichteten Film und Entwickeln des Bildes angefertigt wird.

Es sind auch bereits Methoden entwickelt worden, die ein Bild (eine Abbildung) unmittelbar von einer Fluoreszenz­ schicht ohne die Verwendung eines silbersalzbeschichte­ ten Films liefern.

Eine derartige Methode besteht darin, daß Strahlung, die ein Aufnahmeobjekt durchdrungen hat, von einem Fluores­ zenzmaterial absorbiert, das Fluoreszenzmaterial durch z. B. Licht oder Wärme angeregt wird, um die durch die genannte Absorption aufgespeicherte Strahlungsenergie als Fluoreszenz abzustrahlen (to irradiate), und die Fluo­ reszenz photoelektrisch in ein Bildsignal umgesetzt wird.

Insbesondere beschreiben die US-PS 38 59 527 und die JP-OS 55-12 144 eine Strahlungsbildumwandlungs- oder -umsetz­ methode, bei welcher sichtbare Strahlung oder Infrarot­ strahlung unter Verwendung eines photostimulierten Fluoreszenzmaterials in Stimulations- oder Anregungslicht umgewandelt wird. Diese Methode verwendet eine Strahlungs­ bild-Umwandlungs- oder -Wandlertafel oder -scheibe aus einer auf einem Träger ausgebildeten photostimulierten Fluoreszenzschicht. Durch ein Aufnahmeobjekt hindurchge­ tretene Strahlung wird auf die photostimulierte Fluores­ zenzschicht auf der Wandlerscheibe aufgestrahlt; die dem Durchlaßgrad an jedem Teil des Aufnahmeobjekts entspre­ chende Strahlungsenergie wird unter Bildung eines Latent­ bildes aufgespeichert; die aufgespeicherte Strahlungs­ energie wird durch Abtastung der Stimulations- oder Anregungsschicht mit dem Stimulations- oder Anregungslicht abgestrahlt (radiated), um sie in (sichtbares) Licht umzuwandeln; und das optische Signal wird photoelektrisch in das Strahlungsbildsignal umgewandelt.

Das so gewonnene Strahlungsbildsignal wird ohne (weitere) Verarbeitung oder nach einer Bildverarbeitung zur Visua­ lisierung (Sichtbarmachung) auf einen Silbersalzfilm oder eine Kathodenstrahlröhre ausgegeben bzw. übertragen, obgleich es häufig durch Bildverarbeitung mittels eines Rechners digitalisiert (digital umgesetzt) wird. Das digitalisierte Bild wird in einem Bildspeicher, z. B. einem Halbleiterspeicher, einem Magnetspeicher, einem optischen Plattenspeicher oder einem photoelektrischen Magnet­ speicher, (ab)gespeichert, nach Bedarf aus dem Bildspei­ cher abgerufen und zur Sichtbarmachung auf einen Silber­ salzfilm oder eine Kathodenstrahlröhre ausgegeben bzw. übertragen (outputted).

Es ist noch ein anderes Verfahren bekannt, bei dem Licht von einer Lichtquelle, z. B. einem Laser oder einer Leucht­ stofflampe, auf einen Silbersalzfilm aufgestrahlt, auf dem ein Strahlungsbild gespeichert wird, um über den Silber­ salzfilm übertragenes bzw. von ihm durchgelassenes Licht zu gewinnen, das durchgelassene Licht bzw. Durchlaßlicht für die Gewinnung eines Strahlungsbildsignals photoelek­ trisch umgewandelt und das Signal digitalisiert wird.

Eine Vorrichtung zum Gewinnen eines digitalen Strahlungs­ bildsignals von dem erwähnten, ein Strahlungsbild spei­ chernden Silbersalzfilm ist so ausgelegt, daß der Silber­ salzfilm eindimensional mit einem Lichtstrahl abgetastet, gleichzeitig der Silbersalzfilm senkrecht zur Abtast­ richtung bewegt und das Durchlaßlicht mittels eines Photosensors detektiert oder erfaßt wird, welcher an der der Lichtquelle gegenüberliegenden Seite angeordnet ist; wahlweise werden ein ein Strahlungsbild speichernder Silbersalzfilm an der Seite einer durchsichtigen, eine Lichtquelle enthaltenden Trommel angebracht, die Trommel in Drehung versetzt und gleichzeitig eine Apertur zum Führen des Durchlaßlichts auf einen Photosensor parallel zur Drehachse der Trommel bewegt.

Zum Wiedergeben (Reproduzieren) des auf diese Weise gwonnenen digitalen Strahlungsbildsignals wird dieses einer Bildverarbeitung, z. B. einer Gradations- oder Raum­ frequenzverarbeitung, unterworfen, um die Dichte des interessierenden Bereichs (eines den für die Diagnose erforderlichen Bildbereich enthaltenden Bereichs) eines reproduzierten Bildes konstantzuhalten und die Körper­ struktur oder Schatten(bilder) eines befallenen Teiles deutlicher darzustellen (to output), und an eine Kathoden­ strahlröhre ausgegeben, um für Diagnose visualisiert zu werden.

Mit der genannten Gradationsverarbeitung wird die Ent­ sprechung zwischen dem Bildsignalpegel und der Aus­ gangsdichte (oder Leuchtdichte bzw. Luminanz) bestimmt, um eine gewünschte Gradation zu erhalten. Für diese Grada­ tionsverarbeitung ist die Bestimmung von Gradations­ verarbeitungsbedingungen entsprechend einer Histogramm­ information eines Bildsignals vorgeschlagen worden (vgl. JP-OS 63-31 641 und andere). Von der Anmelderin wurde bereits eine Gradationsverarbeitung vorgeschlagen, bei welcher ein gewünschter Bildbereich an Hand einer Posi­ tions- oder Lageninformaton eines Bildsignals und einer Signalgröße bestimmt wird und die Gradationsverbeitungs­ bedingungen entsprechend den Charakteristika der Bilddaten in diesem Bereich bestimmt werden (vgl. JP-OS 1-3 06 462).

Für die Raumfrequenzverarbeitung steht eine Unschärfe­ maskierung (non-sharpening masking) zur Anhebung oder Dämpfung einer speziellen Frequenzkomponente zur Verfü­ gung [vgl. JP-AS (Japanese Patent Examined Publication) 62-62 373 und andere].

Für die Diagnose nach einem Strahlungsbild ist in manchen Fällen ein vergrößertes oder verkleinertes Bild nötig. Zu diesem Zweck wird die Zahl der Pixel durch Interpolations­ berechnung zum Umwandeln eines diskreten Signals in ein praktisch kontinuierliches oder fortlaufendes Signal vergrößert oder verkleinert und dann erneut mit einem kleineren oder größeren Abtast(teilungs)abstand zerstreut (vgl. JP-OS 63-1 75 575 und andere).

Bei der herkömmlichen Interpolationsberechnung eines Strahlungsbildsignals sind jedoch die Interpolations­ gleichungen in einem bzw. für ein Bild sämtlich gleich, obgleich verschiedene Interpolationsgleichungen benutzt werden (vgl. "Restoring Spline Interpolation of CT Images", IEEE Transaction on Medical Imaging, Band MI-2, Nr. 3., September 1983, und andere); dabei ist im Gegen­ satz zur Gradations- und Raumfrequenzverarbeitung keine Funktion zum Umwandeln eines reproduzierten Bildes in ein Bild vorgesehen, das ohne weiteres betrachtbar und für Diagnose(zwecke) geeignet ist.

Im Hinblick auf die oben geschilderten Probleme bezweckt die Erfindung die Schaffung einer Verarbeitungsvorrichtung zum Umwandeln eines digitalen Strahlungsbildsignals in ein Bildsignal, das für Diagnose geeignet und ohne weiteres betrachtbar bzw. deutlich (can be easily seen) ist, durch Änderung der Zahl der Pixel durch Interpolationsberechnung unter Benutzung der Funktion der Interpolationsberechnung zum Anheben oder Dämpfen der (des) Raumfrequenzcharakte­ ristik oder -gangs.

Bei dieser Interpolationsberechnung ist eine Interpola­ tionsberechnung hoher Ordnung erforderlich, um nach der Anderung der Pixelzahl eine hohe Bildgüte zu erhalten. Dabei wird jedoch die Interpolationsberechnung kompli­ ziert, und die Berechnungszeit verlängert sich. Bei Anwendung einer vergleichsweise einfachen Interpolations­ berechnung niedriger Ordnung zwecks Verkürzung der Berech­ nungszeit nimmt die Bildgüte ab.

Insbesondere in einem Röntgenbild für die Diagnose von Erkrankungen oder Krankheiten ist ein Bereich vorhanden, in welchem keine Strahlung durch den menschlichen Körper hindurchgeht, wobei es zwecklos ist, eine Interpolations­ berechnung hoher Ordnung in diesem Bereich durchzuführen. Obgleich für die Interpolationsberechnung eines Strah­ lungsbildsignals verschiedene Interpolationsgleichungen angewandt werden, sind die Interpolationsgleichungen in einem Bild sämtlich gleich (are all the same). Die Inter­ polationsberechnungszeit kann somit bei unverändert blei­ bender Bildgüte nicht verkürzt werden.

Im Hinblick auf das oben geschilderte Problem bezweckt die Erfindung auch die Schaffung einer Verarbeitungsvorrich­ tung zur Aufrechterhaltung der Bildgüte und Verkürzung der Berechnungszeit durch Trennung oder Unterteilung eines Bildes in einen Bereich, in welchem eine hohe Bildgüte erhalten bleibt, durch Durchführung einer Interpolations­ berechnung hoher Ordnung und einen Bereich, in welchem die Berechnungszeit verkürzt ist oder wird, durch Durchführung einer Interpolationsberechnung niedriger Ordnung entspre­ chend der Raumfrequenzkomponente im Bild.

Die obige Aufgabe wird durch die in den unabhängigen Patentansprüchen 1 und 5 gekennzeichneten Merkmale gelöst.

Gegenstand der Erfindung ist eine digitale Strahlungsbild­ signalverarbeitungsvorrichtung zur Änderung der Pixelzahl mittels einer Interpolationsberechnung für ein Strahlungs­ bildsignal mit digitalen Daten für jedes Pixel (vgl. Fig. 1). Diese Vorrichtung umfaßt eine Interpolationsberech­ nungseinheit zum Ändern der Pixelzahl mittels einer Interpolationsberechnung an jeder Pixeldateneinheit eines digitalen Strahlungsbildes und eine Interpolationsglei­ chung-Modifiziereinheit zum Ändern der Interpolationsglei­ chung der Interpolationsberechnungseinheit nach Maßgabe des Pixeldatenpegels vor Beginn der Interpolationsberech­ nung.

Bei einer digitalen Strahlungsbildsignalverarbeitungs­ vorrichtung mit dem oben umrissenen Aufbau wird die Inter­ polationsgleichung nach Maßgabe des Pixeldatenpegels vor Beginn der Interpolationsberechnung geändert, wenn diese durchgeführt wird, um die Pixelzahl zu ändern, und die Raumfrequenzkomponente kann entsprechend dem Pixeldaten­ pegel (Dichte oder Luminanz) angehoben oder gedämpft werden. In z. B. einem medizinischen Strahlungsbild kann die Frequenzkomponente an einer Stelle auf dem Bilddaten­ pegel, die viele diagnostische Informationen enthält, angehoben (emphasized) werden, oder die Frequenzkomponente kann an einer Stelle auf dem Bilddatenpegel, an welcher Störsignale auffällig sind, gedämpft (attenuated) werden, um Störsignale zu minimieren. Auf diese Weise kann durch Änderung der Pixelzahl mitttels einer Interpolations­ berechnung ein besser betrachtbares bzw. deutlicheres repro­ duziertes Bild realisiert werden.

Bei einer Strahlungsbildsignalverarbeitungsvorrichtung mit dem oben umrissenen Aufbau wird die Interpolations­ gleichung entsprechend der Raumfrequenzkomponente in einem Bild geändert, wobei eine Interpolationsberechnung nie­ driger Ordnung in einem Bereich, in welchem keine hohe Frequenzkomponente enthalten ist, zur Vereinfachung der Interpolationsberechnung durchgeführt werden kann, während in einem Bereich, in welchem ein großer Anteil hoher Frequenzkomponente enthalten ist, eine Interpolations­ berechnung hoher Ordnung durchgeführt werden kann, um die Bildgüte aufrechtzuerhalten.

Im folgenden sind bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 ein allgemeines Blockschaltbild einer Strahlungsbildsignalverarbeitungsvorrich­ tung gemäß einer Ausführungsform der Erfindung,

Fig. 2 ein detailliertes Blockschaltbild der erfindungsgemäßen Vorrichtung,

Fig. 3 ein detailliertes Systemblockschaltbild des Teils der ersten Ausführungsform, in welchem die Interpolationsberechnung durchgeführt wird,

Fig. 4 ein Systemblockschaltbild der Ausge­ staltung eines Druckers bei der ersten Ausführungsform,

Fig. 5 eine graphische Darstellung der Ände­ rungen im Frequenzspektrum bei einer Änderung des Parameters β der Punkt­ streuungsfunktion für "Bell-Spline- Interpolation",

Fig. 6 bis 9 graphische Darstellungen verschiedener Muster (Kurven) bei Änderung des Para­ meters β in Abhängigkeit vom Bildsignal­ pegel (Signalgröße),

Fig. 10 ein detailliertes Systemblockschaltbild des Teils einer zweiten Ausführungsform der Erfindung, in welchem eine Inter­ polationsberechnung durchgeführt wird,

Fig 11 ein Systemblockschaltbild einer anderen Ausführungsform des Interpolations­ berechnungsteils bei der zweiten Ausfüh­ rungsform,

Fig. 12 und 13 graphische Darstellungen zur Verdeut­ lichung der Detektion oder Erfassung der Raumfrequenzkomponente nach Maßgabe der Signalpegeldifferenz zwischen benach­ barten Pixels bei der Ausführungsform nach Fig. 11, und

Fig. 14 ein Zustandsdiagramm zur Darstellung eines Beispiels der Unterteilung eines Bildbereichs durch Unschärfemaskierung (non-sharpening masking).

Fig. 2 zeigt eine Ausführungsform eines eine Strahlungs­ bildsignalverarbeitungsvorrichtung gemäß der Erfindung aufweisenden Strahlungsbildinformation-Aufzeichnungs­ lesers, der für medizinische Brustkorbradiographie an einem menschlichen Körper geeignet ist.

Dabei emittiert eine Strahlungsquelle oder ein Strahler 1 Strahlung (im allgemeinen Röntgenstrahlung) zu einem Untersuchungsobjekt (menschlicher Brustkorb oder derglei­ chen) M unter der Steuerung einer Strahlungssteuereinheit 2. Ein(e) Aufzeichnungsleser(einheit) (record reader) 3 weist eine Umwandlungstafel oder -scheibe 4 an der dem Strahler 1 über das Untersuchungsobjekt M gegenüberlie­ genden Fläche auf. Die Umwandlungsscheibe 4 speichert Energie entsprechend der Strahlungsdurchlaßverteilung des Untersuchungsobjekts M für die Strahlungsdosis vom Strahler 1 in ihrer Anregungsschicht auf, um ein Latent­ bild des Untersuchungsobjekts M zu erzeugen.

Die Umwandlungsscheibe 4 weist die Anregungsschicht auf dem Träger in Form einer Gasphasenablagerung eines photo­ stimulierten Fluoreszenzmaterials oder einer photostimu­ lierten Fluoreszenzbeschichtung auf, wobei die Anregungs­ schicht durch ein Schutzmaterial abgeschirmt oder abge­ deckt ist, um sie vor der Einwirkung und Beschädigung durch Umwelteinflüsse zu schützen. Als das genannte Fluoreszenzmaterial kann z. B. das gemäß der JP-OS 61-72 091/1986 oder 59-75 200/1974 verwendet werden.

Ein Lichtstrahlgenerator (Gaslaser, Festkörperlaser, Halbleiterlaser oder dergleichen) 5 erzeugt einen Licht­ strahl, dessen Intensität (oder Stärke) geregelt wird. Der Lichtstrahl erreicht einen Abtaster 6 über verschiedene optische Systeme, wird dadurch polarisiert, von einem Umlenkspiegel 7 reflektiert und als Stimulations- oder Anregungsabtastlicht (stimulation excitation scanning light) auf die Umwandlungsscheibe 4 geworfen.

Das Fokussierende einer Fokussiereinheit 8 in Form eines Faser-Lichtleiters ist dicht an der Umwandlungsscheibe 4, wo die Abtastung mit dem Anregungslicht erfolgt, angeord­ net und empfängt das Anregungslicht, dessen Intensität der Latentbildenergie von der mittels des genannten Licht­ strahls abgetasteten Umwandlungsscheibe 4 proportional ist. Ein Filter 9 läßt nur Licht im Anregungslicht-Wellen­ längenbereich oder -band, das in dem von der Fokussier­ einheit 8 ausgegebenen Licht enthalten ist, durch. Das das Filter 9 passierende Licht wird zu einem Photoelektronen­ vervielfacher 10 geleitet und (dadurch) photoelektrisch in ein Stromsignal entsprechend dem einfallenden Licht umge­ wandelt.

Der Ausgangsstrom vom Photoelektronenvervielfacher 10 wird durch einen Strom/Spannungswandler 11 in ein Spannungs­ signal umgewandelt, durch einen Verstärker 12 verstärkt und durch einen A/D-Wandler 13 in Digitaldaten (ein digitales Strahlungsbildsignal) umgesetzt. Die Digitaldaten werden sequentiell in einem Bitspeicher 14 abgespeichert.

Eine Zentraleinheit (CPU) 15 führt eine Interpolations­ berechnung für im Bildspeicher 14 gespeicherte Strahlungs­ bildinformation (Bilddaten) durch und führt gleichzeitig verschiedene, für diagnostische Zwecke geeignete oder zweckmäßige Bildverarbeitungen (zum Beispiel Gradations­ verarbeitung, Frequenzverarbeitung, Verschiebung, Drehung, statistische Verarbeitung usw.) aus. Die der Bildverar­ beitung unterworfenen Bilddaten werden wiederum im Bild­ speicher 14 abgespeichert.

Eine Schnittstelle (I/F) 16 dient zum Übertragen eines im Bildspeicher 14 gespeicherten Strahlungsbildsignals zu einem Drucker 17. Mit 18 ist eine Leseverstärkungeinstell­ schaltung bezeichnet, welche die Lichtstrahlintensität (oder -stärke) des Lichtstrahlgenerators 5, die Verstär­ kung des Photoelektronenvervielfachers 10 durch Ein­ stellung der Speisespannung von einer Hochspannungsquelle (PS) 19 für den Photoelektronenvervielfacher, die Ver­ stärkung des Strom/Spannungswandlers 11 oder des Ver­ stärkers 12 oder den Eingangsdynamikbereich des A/D- Wandlers 13 einstellt. Auf diese Weise wird die Lese- oder Ausleseverstärkung (read gain) für Strahlungsbildsignale synthetisch eingestellt.

Der Bildspeicher 14, die Zentraleinheit 15 und die Schnittstelle 16 besitzen den in Fig. 3 genauer darge­ stellten Aufbau.

Ein digitales Strahlungsbildsignal vom A/D-Wandler 13 wird durch eine Gradationseinheit 22 abgestuft (gradated), in einem den Bildspeicher 14 darstellenden Zeilenspeicher 21 abgespeichert auf eine Interpolationscharakteristiktabelle LUT α 24 bezogen, welche die Interpolationsgleichung- Modifiziereinheit zum Speichern der für Interpolations­ berechnung benutzten Beziehung zwischen den Bilddaten­ pegeln und der Interpolationsgleichung (einem Koeffizien­ ten zur Bestimmung der Interpolationsgleichung) darstellt, ferner einer Interpolationsberechung durch eine Inter­ polationsberechnungseinheit 26 unterworfen, die eine durch eine Steuerlogikschaltung 23 unter Verwendung einer Inter­ polationsstufe 25 als Arbeitsbereich für Berechnung ge­ steuerte Interpolationsberechnungseinrichtung darstellt, und (schließlich) in einem Zeilenspeicher 27 für Ausgabe, welcher auf gleiche Weise wie der Zeilenspeicher 21 den Bildspeicher 14 bildet, abgespeichert.

Bei der Anordnung nach Fig. 3 erfolgt die Interpolations­ verarbeitung nach der Gradationsverarbeitung, doch kann diese Reihenfolge auch umgekehrt sein.

An die Zentraleinheit (CPU) sind ein Festwertspeicher (ROM) 28 und ein Randomspeicher (RAM) 29 angeschlossen. Ein im Ausgabe­ zeilenspeicher 27 gespeichertes digitales Strahlungsbild­ signal, das der Gradations- und Interpolationsberech­ nung unterworfen worden ist, wird über die Schnittstelle 16 zu einem Drucker 17 ausgegeben und in Form einer festen Kopie ausgedruckt. Der Drucker 17 besitzt beispielsweise den Aufbau gemäß Fig. 4.

An den Zeilenspeicher 27 kann über die Schnittstelle 16 ein Monitor, zum Beispiel eine Kathodenstrahlröhre, oder aber auch ein Speicher (Dateisystem), zum Beispiel ein Halbleiterspeicher, angeschlossen sein.

Im Drucker 17 gemäß Fig. 4 wird ein über die Schnitt­ stelle 16 aus dem Zeilenspeicher 27 ausgelesenes digitales Strahlungsbildsignal verschiedenen Arten von Signalkompen­ sierverarbeitungen durch eine Signalkompensationsschaltung 31 über einen Puffer- oder Zwischenspeicher 30 unterworfen und durch einen D/A-Wandler 32 in ein Analogsignal umge­ setzt. Das Ausgangssignal vom D/A-Wandler 32 wird einem Modulatortreiberkreis 33 zugespeist, um einen Laserstrahl entsprechend diesem Analogsignal zu modulieren, wobei der Modulatortreiberkreis 33 eine Ansteuer- oder Treiber­ spannung entsprechend dem Ausgangspegel des D/A-Wandlers 32 zu einem optischen Modulator 34 ausgibt. Letzterer moduliert einen von einem Laserlichtstrahler 35 emittierten Laserstrahl in Übereinstimmung mit dem Bildsignalpegel nach Maßgabe der Treiberspannung, wobei der modulierte Laserstrahl von der polygonalen Reflexions- oder Umlenk­ fläche eines Umlenkspiegels (Polygonspiegels) 36, der durch einen nicht dargestellten Motor in Drehung versetzt wird, reflektiert und in der Primärabtastrichtung verteilt wird. Als Umlenkspiegel kann ein Galvanometerspiegel ver­ wendet werden.

Das vom Umlenkspiegel 36 reflektierte Licht fällt durch eine fR-Linse 37 und wird auf eine feste Abtastgeschwin­ digkeit eingestellt. Das Abtastlicht wird von einem in Sekundärabtastrichtung transportierten Speichermedium (lichtempfindliches Material) 38 aufgefangen, wobei auf dem Speichermedium 38 ein zweidimensionales Strahlungs­ bild gespeichert und das Speichermedium 38 sodann zur Lieferung einer festen Kopie des digitalen Strahlungs­ bildes entwickelt wird.

Im folgenden ist die erfindungsgemäß durch die Anordnung gemäß Fig. 3 durchgeführte Interpolationsberechnung im einzelnen beschrieben.

Vor der Beschreibung einer die an sich bekannte Bell- Spline-Interpolationsgleichung als Interpolationsglei­ chung verwendenden Ausführungsform sei die Bell-Spline- Interpolationsgleichung kurz erläutert (vgl. "The Bell- Spline, a digital filtering/interpolation algorithm", Enrico Dolazza, SPIE proceeding, MI-II, 1988).

Es sei angenommen, daß das Frequenzspektrum eines ursprünglichen diskreten Signals I_D(X)=I_D(ω), die Abtastteilung des ursprünglichen Signals I_D(X)=D, das Frequenzspektrum der Punktstreuungsfunktion für die Be­ stimmung einer Gleichung für Interpolation gleich G(ω) und das Frequenzspektrum eines durch Interpolation erhaltenen kon­ tinuierlichen oder fortlaufenden Interpolationssignals
I_I(X)=I_I(ω) sind:

I_I(ω) = D·I_D(ω)·G(ω)

Das Frequenzspektrum I_d(ω) eines diskreten Signals I_d(X), das durch Interpolation erhalten wird, wenn die Abtasttei­ lung (sampling pitch) des diskreten Signals I_d(X) nach der Interpolation zu d vorausgesetzt ist, entspricht:

Wenn das Frequenzspektrum G(ω) der Punktstreuungsfunktion für Interpolation durch das standardisierte Frequenz­ spektrum F(ω,β) der Bell-Spline-Punktstreuungsfunktion ersetzt wird, wird die nachstehende Bell-Spline-Interpola­ tionsgleichung erhalten:

In dieser Gleichung ist die Bell-Spline-Punktstreuungs­ funktion F(X β) eine Funktion, die sich unter Heranziehung der bekannten Bell-Funktion B(X), der Spline-Funktion S(X) und einer positiven reellen Zahl von β durch folgende Gleichung ausdrücken läßt:

F(X,β) = (3/β)S(X) + (½) (1-3/β) {B(X+D/₂) + B (X-D/2)}

Wenn der Parameter β der Bell-Spline-Punktstreuungsfunk­ tion geändert wird, ändert sich das Frequenzspektrum F(ω,β) auf die in Fig. 5 gezeigte Weise; d. h. wenn β kleiner ist als 1, wird eine Kompensation, so daß der Frequenzgang im Raumfrequenzbereich zwischen 0 und 1/D angehoben wird, zusammen mit der Interpolation durchge­ führt, oder wenn β größer ist als 1, erfolgt eine Kompen­ sation, so daß der Frequenzgang gedämpft bzw. abgeschwächt wird, zusammen mit der Interpolation.

In einem medizinischen Strahlungsbild kann es erforderlich oder wünschenswert sein, die Raumfrequenzcharakteristik in zum Beispiel dem niedrigdichten Bereich abzuschwächen, in welchem Störsignale auffällig sind, dagegen aber die Raumfrequenzcharakteristik im mitteldichten Bereich anzuheben, welcher mehr diagnostische Information enthält. Durch bedarfsweise Änderung des Parameters β der Punkt­ streuungsfunktion für Bell-Spline-Interpolation kann die für Diagnose geeignete Raumfrequenzverarbeitung während der Interpolation ausgeführt werden. Bei zum Beispiel der Radiographie am Brustkorb ist der niedrigdichte Bereich das Abdomen, wo ohne weiteres Störsignale entstehen können, weil dieser Bereich für Strahlung schwer durch­ lässig ist. Wenn insbesondere ein reproduziertes Bild aufgrund oder mittels einer Vergrößerung der Pixelzahl vergrößert werden soll, nehmen aufgrund des menschlichen Sehvermögens Störsignale in diesem Bereich auffällig zu. Der mitteldichte Bereich oder Abschnitt ist der Lungen­ bereich als interessierender Bereich, und der hochdichte Bereich ist derjenige Bereich eines Untersuchungsobjekts, in welchem Strahlung nicht durchgelassen, sondern un­ mittelbar auf die Umwandlungsscheibe aufgestrahlt wird.

Es ist daher wünschenswert, die Beziehung zwischen dem digitalen Strahlungsbildsignalpegel (Bilddatenpegel) vor Beginn der Interpolation und der Größe von β, wie zum Beispiel in den Fig. 6 bis 9 gezeigt, als die genannte Interpolationscharakteristiktabelle LUTα zu setzen, in welcher die Beziehung zwischen dem Bilddatenpegel und der Interpolationsgleichung im voraus abgespeichert ist, die Bell-Spline-Interpolationsgleichung (Frequenzspektrum der Punktstreuungsfunktion für Bell-Spline) in bezug auf die Größe von β entsprechend dem Signalpegel zu bestimmen und die Interpolation nach dieser Interpolationsgleichung durchzuführen. Wenn der interessierende Bereich (Unter­ suchungs- oder Aufnahmebereich) als mitteldichter Bereich beispielsweise so bezeichnet ist oder wird, daß aus der Tabelle β<1 ausgelesen wird, kann die Raumfrequenz­ charakteristik in diesem Bereich zur Verbesserung der Schärfe sowie der diagnostischen Brauchbarkeit angehoben werden. Wenn dieser Bereich als mitteldichter Bereich, in welchem leicht Störsignale auftreten, so bezeichnet oder ausgelegt ist, daß β<1 aus der Tabelle entnommen wird, kann die Raumfrequenzcharakteristik zur Reduzierung von Störsignalen und zur Verbesserung der Körnigkeit (des Korns) gedämpft oder unterdrückt werden.

Zweckmäßig wird der Höchstwert von β auf 0,8 bis 3,0, der Mindestwert auf 0,3 bis 2,0 gesetzt. Die zweckmäßigsten Werte innerhalb dieser Bereiche hängen jedoch von der Lage eines Bildes und dem diagnostischen Zweck ab und lassen sich nicht eindeutig bestimmen.

Bei der beschriebenen Ausführungsform wird der Parameter β der Punktstreuungsfunktion für Bell-Spline-Interpolation in Abhängigkeit vom Signalpegel vor Beginn der Inter­ polation geändert. Abhängig vom Signalpegel vor Beginn der Interpolation kann jedoch die Interpolationsberechnung auf die lineare Interpolation oder die Spline-Interpolation geändert werden, wobei die Zahl der Dimensionen (Dimen­ sionszahl der Punktstreuungsfunktion) verschieden ist und die durch Interpolation hervorgebrachte Raumfrequenzcha­ rakteristik-Änderungsrichtung ebenfalls verschieden ist.

Bei Anwendung beispielsweise der linearen Interpolation im Bereich bei mittel- oder hochdichtem Signalpegel entspre­ chend dem interessierenden Bereich zwecks Gewährleistung von Schärfe und Anwendung der Spline-Interpolation im niedrigdichten Bereich mit hohem Störsignalanteil zwecks Verbesserung der Körnigkeit ist es möglich, die Pixelzahl durch Interpolationsberechnung zu vergrößern, Störsignale zu verringern, ohne die Schärfe im interessierenden Bereich eines reproduzierten Bildes zu beeinträchtigen und damit die Klarheit des reproduzierten Bildes aufrechtzu­ erhalten, und hierdurch die Diagnose zu begünstigen.

Wenn die lineare Interpolation, die entsprechend einer Funktion einer zwei benachbarte Punkte verbindenden gestrichelten Linie erfolgt, für ein gesamtes Bild durchgeführt wird, ändert sich die Raumfrequenzcharak­ teristik wenig, und die Schärfe bleibt auf einem hohen Grad, obgleich sich die Körnigkeit entsprechend dem Bildvergrößerungsverhältnis verringert. Wenn die Spline- Interpolation, bei welcher die Frequenzcharakteristik oder der Frequenzgang gedämpft wird, weil die Interpolation entsprechend einer Funktion durchgeführt wird, welche eine durch drei benachbarte Punkte bestimmte zweidimensionale Kurve verbindet, für das gesamte Bild oder am gesamten Bild durchgeführt wird, ist die Körnigkeit hervorragend, obgleich die Schärfe dabei verringert ist. Wenn diese Charakteristika selektiv entsprechend einem durch den Bildsignalpegel bestimmten Bedarf benutzt werden, können Körnigkeit und Schärfe in einem hohen Grad miteinander kompatibel gemacht werden.

Bei Anwendung einer anderen Art einer Interpolations­ gleichung in Abhängigkeit vom erwähnten Bilddatenpegel kann auch von der linearen Interpolation und der Spline- Interpolation verschiedene Interpolation angewandt werden. Beispielsweise können die kubische Faltungsinterpolation und die Spline-Interpolation selektiv angewandt werden.

Im folgenden ist eine konkretere Ausführungsform be­ schrieben, bei welcher die Interpolationsgleichung ab­ hängig vom Signalpegel vor Beginn der Interpolation (wie erwähnt) geändert wird (Änderung des Koeffizienten zur Bestimmung der Interpolationsgleichung, wie β, einge­ schlossen), und zwar unter Aufzeigung der Auswirkung oder des Effekts anhand eines Vergleichsbeispiels.

Die Spline-Interpolation, die lineare Interpolation und die kubische Faltungsinterpolation, die in jeder der nachstehend angegebenen Interpolationsberechnungen angewandt werden, sind an sich bekannte Interpolations­ funktionen (vgl. "Restoring Spline Interpolation of CT Images", IEEE Transaction On Medical Imaging, Band MI-2, Nr. 3, September 1983; "Cubic Convolution for Digital Image Processing", IEEE Transaction On Acoustics And Signal Processing, Band ASSP-29, Nr. 6, 1981, und andere).

Für ein normales Frontbildsignal des menschlichen Brust­ korbs (Originalsignal) von 2048 Pixel×2464 Pixel, wie es mit einer Vorrichtung der Art gemäß Fig. 2 gewonnen wird, wird die zweckmäßige Gradationsmodulation derart durchgeführt, daß die maximale Dichte des Lungenfelds etwa 1,8 beträgt, der innere Gammawert des Lungenfelds (Neigung einer Ausgangsdichte-Kennlinie in einem Koordinatensystem, in welchem die waagerechte Achse die Bildsignalgröße und die lotrechte Achse die Ausgangsdichte darstellen) etwa 2,0 beträgt und die Mindestdichte unter dem Diaphragma bei etwa 0,3 liegt, wobei ein Bildsignal von 0 erhalten wird.

Die Interpolationsverarbeitung erfolgt für das Bildsignal O nach der Gradationsverarbeitung; die Bildgröße wird auf 4096 Pixel×4928 Pixel vergrößert, um ein Bildsignal A zu erhalten, und das Bildsignal A wird mittels des Druckers 17 gemäß Fig. 4 zur Lieferung einer festen Kopie CA auf einem Silbersalzfilm von 355,6×431,8 mm (14′′×17′′) ausgedruckt.

Die Interpolationsberechnung zur Gewinnung des Bildsignals A findet wie folgt statt:

• (I) Signalgröße 0-0,2 × S max → Spline-Interpolation
• (II) Signalgröße 0,2 × S max bis S max → lineare Interpolation

S max gibt den Höchstwert der Bildsignale an. Da die Interpolationsgleichung - wie erwähnt - in Abhängigkeit vom Signalpegel geändert wird, stellt die genannte feste Kopie CA eine feste Kopie eines Bildsignals dar, das der erfindungsgemäßen Interpolationsberechnung unterworfen worden ist.

Die Spline-Interpolationsverarbeitung erfolgt für das gesamte Bild bezüglich des genannten Bildsignals O, um ein Bildsignal P von 4096×4982 Pixel zu gewinnen, und das Bildsignal P wird auf die gleiche Weise, wie oben erwähnt, zur Erzeugung einer festen Kopie CP auf einem Silbersalz­ film reproduziert.

Weiterhin wird die lineare Interpolationsverarbeitung für das gesamte Bild beim genannten Bildsignal O durchgeführt, um ein Bildsignal Q von 4096×4928 Pixel zu gewinnen, wobei das Bildsignal Q auf beschriebene Weise zur Liefe­ rung einer festen Kopie CQ auf einem Silbersalzfilm re­ produziert wird.

Die genannten festen Kopien CP und CQ sind Vergleichs­ beispiele zum Vergleich mit der Ausführungsform gemäß der Erfindung, weil die Interpolationsfunktion (dabei) nicht in Abhängigkeit vom Signalpegel geändert wird oder ist.

Tabelle I

Tabelle I veranschaulicht Vergleichsergebnisse durch visuelle Auswertung oder Bewertung der festen Kopien CA, CP und CQ, die durch verschiedene Verarbeitungen, wie oben erwähnt, gewonnen werden.

Für die Bewertung der Körnigkeit wird diese visuell ver­ glichen, wobei ihr in der Reihenfolge des Gütegrads (superiority) die Ziffern 1, 2 und 3 zugewiesen werden. Für die Bewertung der Schärfe wird diese ebenfalls visuell verglichen, wobei ihr in der Reihenfolge des Gütegrads die Ziffern 1, 2 und 3 zugewiesen werden. Kopien, die auf die gleiche Weise bezüglich Körnigkeit oder Schärfe ausge­ wertet werden, wird die gleiche Bewertungsreihenfolge zu­ gewiesen. Als synthetische Bewertung wird der festen Kopie, die entsprechend dem Beobachtungsergebnis eines Strahlungsingenieurs als am besten diagnosefähig bewertet wird, ein Kreis hinzugefügt.

Aus Tabelle I geht hervor, daß die feste Kopie CP, bei welcher die Spline-Interpolation für das Gesamtbild vor­ genommen ist, bezüglich der Körnigkeit überlegen, bezüg­ lich der Schärfe jedoch sehr mangelhaft ist; die feste Kopie CQ, bei welcher die lineare Interpolation für das Gesamtbild durchgeführt ist, besitzt überlegene Schärfe, aber sehr mangelhafte Körnigkeit; die feste Kopie CA, für welche selektiv die Spline-Interpolation oder die lineare Interpolation abhängig vom Bildsignalpegel angewandt ist, ist bezüglich der Körnigkeit der festen Kopie CP unter­ legen, jedoch den festen Kopien CP and CQ bezüglich Schärfe bedeutend überlegen und bezüglich Diagnostizier­ barkeit überlegen.

Durch Durchführung der Spline-Interpolation zur Dämpfung der Frequenzcharakteristik im niedrigdichten Bereich, der starke Störsignale enthält und keinen interessierenden Bereich darstellt, um die Körnigkeit zu verbessern (Stör­ signale zu reduzieren), und Durchführung der linearen Interpolation zur Anhebung der Frequenzcharakteristik im mittel- oder hochdichten Bereich anstelle der Spline- Interpolation zur Gewährleistung der Schärfe kann ein bezüglich der Diagnostizierbarkeit überlegenes (superior in diagnosis) reproduziertes Bild mittels der Wirkung der Kompensation sowohl der Spline- als auch der linearen Interpolationsfrequenzcharakteristika gewonnen werden.

Getrennt vom oben beschriebenen Ausführungsbeispiel und Vergleichsbeispiel werden die folgenden Interpolationen:

• I) Signalgröße 0-0,2 × S max → Spline-Interpolation
• II) Signalgröße 0,2 × S max bis S max → kubische Faltungsinterpolation

für das Bildsignal O nach der Gradationsverarbeitung durchgeführt, wobei ein Bildsignal B von 4096×4928 Pixel, entsprechend dem erfindungsgemäßen Ausführungs­ beispiel, gewonnen und das Bildsignal B auf oben beschrie­ bene Weise zur Lieferung einer festen Kopie CB auf einem Silbersalzfilm reproduziert wird.

Weiterhin wird die kubische Faltungsinterpolation (cubic convolution interpolation) bezüglich der gesamten Bild­ signale für das Bildsignal O durchgeführt, um ein Bild­ signal R von 4096×4928 Pixel zu gewinnen, wobei auf die gleiche Weise eine feste Kopie CR entsprechend dem Bild­ signal R gewonnen wird.

Die folgende Tabelle II veranschaulicht Bewertungsver­ gleichsergebnisse zwischen der genannten festen Kopie CB (Ausführungsbeispiel), durch Änderung der Interpolations­ funktion in Abhängigkeit vom Signalpegel gewonnen, der festen Kopie CR, gewonnen nur durch kubische Faltungs­ interpolation als Vergleichsbeispiel, in welchem die erfindungsgemäße Verarbeitung nicht durchgeführt wird, und der nur durch Spline-Interpolation gewonnenen festen Kopie CP.

Tabelle II

Tabelle II zeigt, daß im Vergleich zur festen Kopie, für welche nur die kubische Faltungsinterpolation mit Charak­ teristika für die Anhebung der Frequenzcharakteristik oder nur der Spline-Interpolation mit Charakteristika für die Dämpfung der Frequenzcharakteristik angewandt wird, ein reproduziertes Bild, das selektiv mittels der kubischen Faltungsinterpolation oder der Spline-Interpolation ab­ hängig vom Signalpegel verarbeitet wird, bezüglich der Diagnostizierbarkeit oder diagnostischen Brauchbarkeit überlegen ist, weil Körnigkeit und Schärfe miteinander kompatibel bzw. vereinbar sind.

Weiterhin wird als Beispiel für eine solche Interpola­ tionsverarbeitung beim ersten Ausführungsbeispiel die Bell-Spline-Interpolation für das genannte Bildsignal O durch Änderung der Größe von β, als Parameter der Punkt­ streuungsfunktion gemäß Fig. 10, abhängig vom Signalpegel durchgeführt, um ein Bildsignal C von 4096×4928 Pixel zu gewinnen, wobei auf vorher beschriebene Weise eine feste Kopie CC entsprechend dem Bildsignal C angefertigt wird.

Als Vergleichsbeispiel für die feste Kopie CC bzw. unter Verwendung derselben wird die Bell-Spline-Interpolation mit auf 2,0 festgelegter Größe von β durchgeführt, um ein Bildsignal S von 4096×4928 Pixel zu gewinnen, wobei auf gleiche Weise eine feste Kopie CS entsprechend dem Bild­ signal S erhalten wird. Als anderes Vergleichsbeispiel wird die Bell-Spline-Interpolation mit auf 1,0 festgeleg­ ter Größe von β durchgeführt, wobei ein Bildsignal T von 4096×4928 Pixel erhalten und auf die gleiche Weise eine feste Kopie CT entsprechend dem Bildsignal T gewonnen wird.

Tabelle III veranschaulicht die Ergebnisse eines Bewer­ tungsvergleichs zwischen der harten Kopie CC, für welche die Bell-Spline-Interpolation durch Änderung der Größe von β abhängig vom Bildpegel durchgeführt wird, und den harten Kopien CS und CT, für welche die Bell-Spline-Interpolation mit festgelegter Größe von β ausgeführt wird.

Tabelle III

Bei der vorherigen oder angegebenen visuellen Bewertung der festen Kopien wird die Interpolationsfunktion für Vergleichszwecke in Abhängigkeit vom Bildpegel, als Beispiel, geändert. Tabelle III zeigt, daß auch bei An­ wendung der gleichen Interpolationsfunktion durch zweck­ mäßige Änderung des Koeffizienten (β bei der Bell-Spline- Interpolation) zur Bestimmung der Interpolationsfunktion in Abhängigkeit vom Bildsignalpegel ein Bild erhalten werden kann, das bezüglich der Diagnostizierbarkeit oder diagnostischen Brauchbarkeit erheblich besser ist als dann, wenn der Koeffizient festgelegt ist.

Wenn die Größe von β zur Bestimmung der Frequenzverar­ beitungscharakteristik in der Bell-Spline-Interpolation vergrößert oder verkleinert wird, kann ein Bild erhalten werden, das bezüglich Körnigkeit oder Schärfe überlegen bzw. hervorragend ist. Es zeigt sich dabei jedoch, daß es schwierig ist, beide Erfordernisse zweckmäßig zu erfüllen. Unter diesem Gesichtspunkt ist klar, daß eine Änderung von β in Abhängigkeit vom Bildsignalpegel wirksam (effectual) ist. Bezüglich des niedrigdichten Bereichs, in welchem Störsignale unterdrückt werden müssen, kann in diesem Fall durch Einstellung einer Größe oder eines Werts von β, die bzw. der größer ist als in dem den interessierenden Bereich einschließenden mittel- oder hochdichten Bereich, der Störsignalanteil im niedrigdichten Bereich verringert werden, so daß die Schärfe des interessierenden Bereichs gewährleistet werden kann.

Als Beispiel für ein Bildsignal D von 4096×4928 Pixel, durch Bell-Spline-Interpolation unter Verwendung der Anordnung gemäß Fig. 11 zur Änderung von β in Abhängig­ keit vom Bildsignalpegel erhalten wird eine feste Kopie CD gewon­ nen; als Vergleichsbeispiel entsprechend einem Bildsignal U von 4096×4928 Pixel, durch Bell-Spline-Interpolation am gesamten Bild mit β = 0,7 gewonnen, wird eine feste Kopie CU erhalten, wobei diese beiden festen Kopien und die feste Kopie CT bei auf 1,0 festgelegter Größe von β miteinander verglichen werden. Die Ergebnisse finden sich in nachstehender Tabelle IV.

Tabelle IV

Tabelle IV zeigt, daß durch Änderung der Größe β in Abhän­ gigkeit vom Bildsignalpegel ein Bild erhalten werden kann, das eine hervorragende und überlegene diagnostische Brauchbarkeit besitzt. Beim Vergleich von Tabelle III mit Tabelle IV unter Bezugnahme auf Fig. 10 entsprechend der festen Kopie CC und Fig. 11 entsprechend der festen Kopie CD kann durch Erhöhung von β im niedrigdichten Bereich, während β im mittel- oder hochdichten Bereich auf 1 gehalten wird, die Körnigkeit verbessert werden, während die Schärfe unverändert bleibt, und zwar im Vergleich zu dem Fall, in welchem die Frequenzcharakteristik (Frequenz­ gang) nicht geändert und β auf 1 gehalten wird. Wenn um­ gekehrt β im mittel- oder hochdichten Bereich auf weniger als 1 verringert und β im niedrigdichten Bereich auf 1 gehalten wird, kann die Schärfe bei unverändert bleiben­ der Körnigkeit verbessert werden.

Auch wenn das β-Änderungsmuster oder -schema in Abhängig­ keit vom Signalpegel derart ist, daß sich die Größe von β mit zunehmender Dichte vergrößert, wenn der β-Änderungs­ bereich über 1 liegt, werden die Frequenzcharakteristik stark gedämpft und die Körnigkeit weiter verbessert. Wenn der β-Änderungsbereich unter 1 liegt, werden die Fre­ quenzcharakteristik stark angehoben und die Schärfe weiter verbessert.

Tabelle V

Weiterhin wird ein Bildsignal E aus 4096×4928 Pixel mittels der Bell-Spline-Interpolation durch Änderung der Größe von β in Abhängigkeit vom Bildsignalpegel (vgl Fig. 12) gewonnen, und es werden eine feste Kopie CE als Beispiel entsprechend dem Bildsignal E sowie eine feste Kopie CV als Vergleichsbeispiel entsprechend dem Bild­ signal V aus 4096×492S Pixel, durch Bell-Spline-Inter­ polation am gesamten Bild mit β=0,5 gewonnen, erhalten, wobei die beiden festen Kopien sowie die feste Kopie CT, bei welcher β auf 1,0 festgelegt ist, miteinander verglichen werden; damit werden die in Tabelle V angeführten Ergebnisse erzielt.

Tabelle V zeigt, daß durch Änderung von β in Abhängigkeit vom Bildsignalpegel ein Bild erhalten werden kann, das im Vergleich zu dem Fall, in welchem β festgelegt ist, be­ züglich der diagnostischen Brauchbarkeit überlegen ist.

Ferner wird durch Ausführung der Bell-Spline-Interpolation durch Anderung der Größe von β in Abhängigkeit vom Bild­ signalpegel (vgl. Fig. 13) ein Bildsignal F von 4096× 4928 Pixel gewonnen, wobei eine feste Kopie CF als Beispiel entsprechend dem Bildsignal F angefertigt wird, während eine feste Kopie CF, eine feste Kopie CU, bei welcher β im Gesamtbild auf 0,7 festgelegt ist, und eine feste Kopie CT, bei welcher β auf 1,0 festgelegt ist, miteinander verglichen werden; die Ergebnisse finden sich in der nachstehenden Tabelle VI.

Tabelle VI

Aus Tabelle VI geht hervor, daß durch Änderung von β in Anhängigkeit vom Bildsignalpegel ein Bild erhalten werden kann, das bezüglich der diagnostischen Brauchbarkeit hervorragend oder überlegen ist und bei dem Körnigkeit und Schärfe kompatibel sind, und zwar im Vergleich zu dem Fall, daß β festgelegt ist.

Die Tabellen I bis VI zeigen, daß bei festen Kopien CA, CB, CC, CD, CE und CF, welche Beispiele der ersten Aus­ führungsform darstellen, die Körnigkeit modifiziert ist oder wird, sofern nicht die Schärfe verringert ist oder wird, und die diagnostische Leistung oder Brauchbarkeit im Vergleich zu der festen Kopie (Vergleichsbeispiel), die durch die gleiche Interpolationsgleichung im gesamten Bildsignalbereich erhalten wird, überlegen ist. Dies ist deshalb der Fall, weil Störsignale (oder Rauschen) im niedrigdichten Bereich oder Abschnitt, der für die Diagnose irrelevant ist, beseitigt werden können, während die Schärfe des diagnostisch wichtigen Orts (zum Beispiel des Lungenbereichs im Brustkorb) unverändert bleibt, weil die Interpolationsfunktion (Interpolationsgleichung) ab­ hängig von der Signalgröße geändert wird, oder die Schärfe des Signalbereichs entsprechend dem diagnostisch wichtigen Ort verbessert werden kann, sofern nicht Störsignale im niedrigdichten Bereich zunehmen.

Wenn die Größe von oder für β abhängig von der Signalgröße unter Anwendung der Bell-Spline-Interpolationsgleichung, wie beim obigen Ausführungsbeispiel gezeigt, geändert wird, kann die Gleichung durch Änderung des Koeffizienten geändert werden, wobei es nicht nötig ist, mehrere Inter­ polationsberechnungsteile oder -abschnitte für Änderung bereitzustellen.

Beim beschriebenen Ausführungsbeispiel wird ein System zur Gewinnung eines digitalen Strahlungsbilds mittels eines photostimulierten Fluoreszenzmaterials verwendet. Hierfür kann jedoch auch ein entsprechendes System zum Gewinnen eines digitalen Strahlungsbildsignals durch photoelektri­ sche Änderung des Durchlaßlichts durch einen Silbersalz­ film, der ein Strahlungsbild speichert, verwendet werden. Die Anordnung zur Gewinnung eines digitalen Strahlungs­ bildsignals ist keinerlei Einschränkungen unterworfen.

Nach dieser Interpolationsberechnung kann die Raumfre­ quenzverarbeitung für das erste Ausführungsbeispiel durchgeführt werden; wahlweise wird eine solche Inter­ polationsberechnung erfindungsgemäß entsprechend einem Bildsignal durchgeführt, das der Raumfrequenzverarbeitung im voraus unterworfen worden ist.

Ein dem ersten Ausführungsbeispiel entsprechendes digi­ tales Strahlungsbildsignal, das einer solchen Interpola­ tionsberechnung unterworfen (worden) ist, kann unmittel­ bar durch den Drucker 17 in Form einer festen Kopie ausgedruckt oder auf der Kathodenstrahlröhre reproduziert werden. Es kann jedoch in einem Dateisystem abgespeichert und anschließend nach Bedarf in Form einer festen Kopie ausgedruckt oder auf der Kathodenstrahlröhre wiedergege­ ben werden.

Wenn nach dem erwähnten ersten Ausführungsbeispiel die Interpolationsgleichung in Abhängigkeit vom Bilddaten­ pegel vor Beginn der Interpolation geändert wird, wenn die Interpolationsberechnung zur Änderung der Zahl der Pixels durchgeführt wird, kann die Frequenz in Abhängigkeit von Anforderung entsprechend dem Signalpegel selektiv angeho­ ben oder gedämpft (emphasized or attenuated) werden, wobei das Störsignal (Rauschen) bei unverändert bleibender Schärfe verringert werden kann; damit kann die medizini­ sche Diagnose nach einem reproduzierten Bild verbessert sein.

Im folgenden ist eine zweite Ausführungsform der Erfindung beschrieben, welche - ebenso wie die erste Ausführungs­ form - den Aufbau gemäß Fig. 2 aufweist.

Der Bildspeicher 14, die Zentraleinheit (CPU) 15 und die Schnittstelle 16 besitzen die in Fig. 10 konkret gezeigte Ausgestaltung.

Ein digitales Strahlungsbildsignal vom A/D-Wandler 13 wird durch die Gradationseinheit 22 abgestuft (gradated) und eine Unschärfemaskierung durch eine Unschärfemaskierein­ heit 28A unterworfen. Das Bild wird entsprechend der Raumfrequenzkomponente durch eine Bereichsteilungseinheit 28B nach Maßgabe des der genannten Unschärfemaskierung unterworfenen Bilds in zwei Teile unterteilt.

Die der Unschärfemaskierung unterworfenen Bilddaten werden in einem den Bildspeicher 14 bildenden Zeilenspeicher 21 abgespeichert.

Die Interpolationsberechnungseinheit 26 (als Interpola­ tionsberechnungseinrichtung) vergleicht die Pixeldaten, die der Unschärfemaskierung unterworfen worden und im Zeilenspeicher 21 gespeichert sind, mit der Lagen- oder Positionsinformation an der Grenze des Bildbereichs, der durch die Bereichsteilungseinheit 28B bestimmt wird, in einer Vergleichereinheit 24 als Interpolationsgleichung- Modifiziereinrichtung, und sie schaltet einen Schalter SW um und führt die Interpolationsberechnung für die oder an den Bilddaten unter Benutzung der Interpolationsgleichung, die in jedem durch die Bereichsteilungeinheit 28B unter­ teilten Bildbereich bestimmt ist, unter der Steuerung einer Logiksteuerschaltung 23 unter Benutzung der Inter­ polationsstufe 25 als Arbeitsbereich für die Berechnung durch. Die Pixeldaten werden nach dieser Interpolations­ berechnung in einem Ausgabe-Zeilenspeicher 27 abgespei­ chert, welcher, ebenso wie der Zeilenspeicher 21, den Bildspeicher 14 bildet oder darstellt.

In Verbindung mit Fig. 10 sei angenommen, daß eine Inter­ polation größter Annäherung (nearest neighbor), bei wel­ cher ein Bildbereich in zwei Bereiche unterteilt wird und einer dieser Bereiche keiner Berechnung bedarf, durchge­ führt wird. Demzufolge ist ein Zweig des Schalters SW nicht mit einer Interpolationsberechnungseinheit verbun­ den. Mit diesem Zweig kann jedoch eine Interpolations­ berechnungseinheit 26′ verbunden sein, oder die Inter­ polationsgleichung kann durch die Steuerlogikschaltung 23 in jedem Bereich unter gemeinsamer Nutzung der Interpola­ tionsberechnungseinheit 26 geändert werden.

Bei der Anordnung nach Fig. 10 erfolgt die Interpolations­ verarbeitung nach erfolgter Gradationsverarbeitung. Diese Reihenfolge kann jedoch auch umgekehrt sein.

Gemäß Fig. 10 wird eine Unschärfemaskierung (vgl. "Television Society TV Film Research Material No. 51", 1973) für die Verarbeitung zur Anhebung der Raumfrequenz benutzt, um ein deutlich und klar erkennbares Bild zu lie­ fern. Die Verarbeitung ist aber nicht auf die Unschärfe­ maskierung beschränkt, vielmehr kann auch eine andere Frequenzverarbeitungsmethode angewandt werden.

An die Zentraleinheit (CPU) 15 sind ein Festwertspeicher (ROM) 29a und ein Randomspeicher (RAM) 29b angeschlossen.

Die Vorrichtung gemäß Fig. 10 ist so ausgelegt, daß ein Bild im voraus entsprechend der Raumfrequenzkomponente im Bild in zwei Bereiche oder Zonen unterteilt und die Inter­ polationsgleichung in jedem geteilten Bildbereich geändert wird. Es kann jedoch auch eine Methode angewandt werden, bei welcher die Signalpegeldifferenz zwischen benachbarten Pixels mittels der Interpolationsberechnung detektiert oder erfaßt wird, entschieden oder bestimmt wird, daß eine Hochfrequenzkomponente nicht vorhanden (oder vorhanden) ist, wenn die Signalpegeldifferenz klein (bzw. groß) ist, und die Interpolationsgleichung entsprechend der Bestim­ mung, daß eine solche Hochfrequenzkomponente vorhanden bzw. nicht vorhanden ist, geändert wird. Zweckmäßig wird in diesem Fall die Interpolation der größten Annäherung durchgeführt, die keine Berechnung erfordert, wenn keine Hochfrequenzkomponente vorhanden ist.

Wenn die Interpolationsgleichung mittels einer Interpola­ tionsberechnung entsprechend der Signalpegeldifferenz zwischen benachbarten Pixels geändert wird, ist es gemäß Fig. 11 wünschenswert oder zweckmäßig, einen Differenz­ detektor 20 als Interpolationsgleichung-Modifizierein­ richtung zum Erfassen der Signalpegeldifferenz zwischen benachbarten Pixels der Bilddaten, die durch die Grada­ tionseinheit 22 abgestuft und im Zeilenspeicher 21 ge­ speichert sind, vorzusehen, die durch den Differenz­ detektor 20 erfaßte Signalpegeldifferenz mit dem vorbe­ stimmten Schwellenwert zu vergleichen und die Inter­ polationsgleichung durch Umstellung des Schalters SW entsprechend der Raumfrequenzkomponente im Bild zu än­ dern.

Im folgenden ist ein erfindungsgemäßes Beispiel der Inter­ polationsberechnung, die durch die Hardware-Konfiguration gemäß Fig. 10 oder 11 ausgeführt wird, erläutert.

Zunächst wird gemäß einem ersten Beispiel bei einem durch den Strahlungsbildleser gemäß Fig. 2 gewonnenen normalen Seitenbildsignal des menschlichen Brustkorbs (2048×2464 Pixel) durch die Gradationseinheit 22 gemäß Fig. 11 eine Gradationsbearbeitung in der Weise durchgeführt, daß die maximale Dichte des Lungenfelds oder -bereichs etwa 2,2, der mittlere Gammawert des Lungenfelds etwa 2,6 und die Mindestdichte unter dem Diaphragma etwa 0,2 betragen, wobei ein Bildsignal O (1) erhalten wird.

Auf nachstehend beschriebene Weise wird für dieses bzw. an diesem Bildsignal O (1) mittels der Hardware-Konfiguration gemäß Fig. 11 eine Interpolationsberechnung durchgeführt, wobei ein Bildsignal A (1) gewonnen wird.

Gemäß Fig. 12 werden Pixeldaten seriell auf jeder Zeile geprüft. Wenn die absolute Differenzgröße zwischen Pixel­ daten S_i,j und den benachbarten Pixeldaten S_i+1,j gemäß Fig. 13 größer ist als der vorbestimmte Schwellenwert St, wird die kubische Faltungsinterpolation zwischen den Pixeldaten S_i,j und S_i+1,j durchgeführt. Wenn die absolute Differenzgröße nicht über den vorbestimmten Schwellenwert St liegt, wird die keine Berechnung erfordernde Inter­ polation der größten Annäherung ausgeführt. Auf diese Weise wird ein Bildsignal A (1), dessen Größe auf 4096× 4928 Pixel vergrößert ist, erhalten.

Wenn der Differenzdetektor 20 (Fig. 11) feststellt, daß die Signalpegeldifferenz zwischen benachbarten Pixels auf einer Zeile über dem vorbestimmten Schwellenwert St liegt, wird der Schalter SW auf die Interpolationsberechnungs­ einheit 26 umgeschaltet, die daraufhin die kubische Fal­ tungsinterpolation ausführt. Wenn der Differenzdetektor 20 feststellt, daß die Signalpegeldifferenz nicht über dem vorbestimmten Schwellenwert St liegt, wird der Schalter SW zur Umgehung oder Überbrückung der Interpolationsberech­ nungseinheit 26 umgeschaltet, wobei die Interpolation größter Annäherung (nearest neighbor interpolation) aus­ geführt wird. Auf diese Weise wird anhand der Signalpegel­ differenz festgestellt, ob ein großer Anteil an Hochfre­ quenzkomponente enthalten ist oder nicht, wobei die Inter­ polationsgleichung entsprechend dieser Entscheidung oder Bestimmung geändert werden kann.

Das auf oben beschriebene Weise gewonnene Bildsignal A (1) wird mittels des Druckers (Strahlungsbildaufzeichners) 17 gemäß Fig. 4 auf einen Silbersalzfilm der Größe 355,6× 431,5 mm (14′′×17′′) ausgedruckt, wobei eine feste Kopie CA (1) erhalten wird.

Als Vergleichsbeispiel 1 für die feste Kopie CA (1) gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel wird die Interpolation der größten Annäherung, die keine Berechnung für alle Bild­ signale erfordert, für das Bildsignal O (1) nach der erwähnten Gradationsverarbeitung durchgeführt, wobei auf dieselbe Weise wie im Fall des Bildsignals A (1) gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel ein Bildsignal P (1) von 4096× 4928 Pixel gewonnen wird.

Das Bildsignal P (1) wird zur Herstellung einer festen Kopie CP (1) auf die gleiche Weise wie beim ersten Aus­ führungsbeispiel auf einem Silbersalzfilm reproduziert.

Als Vergleichsbeispiel 2 für das erste Ausführungsbeispiel wird weiterhin die kubische Faltungsinterpolation am Bild­ signal O (1) nach der genannten Gradationsverarbeitung aller Bildsignale durchgeführt, wobei auf die gleiche Weise wie im Fall des Bildsignals A (1) (erstes Ausfüh­ rungsbeispiel) ein Bildsignal Q (1) von 4096×4928 Pixel gewonnen wird. Das Bildsignal Q (1) wird auf die gleiche Weise wie beim ersten Ausführungsbeispiel unter Lieferung einer festen Kopie CQ (1) auf einem Silbersalzfilm repro­ duziert.

Beim ersten Ausführungsbeispiel werden die Interpolation der größten Annäherung und die kubische Faltungsinterpola­ tion selektiv für die Interpolationsberechnung in Abhän­ gigkeit von der Signalpegeldifferenz zwischen benachbarten Pixels, d. h. der Raumfrequenzkomponente, angewandt, während als Vergleichsbeispiel ein Bildsignal benutzt wird, das durch Anwendung nur der Interpolation größter Annäherung oder der kubischen Faltungsinterpolation für die Interpolationsberechnung gewonnen wurde.

Die festen Kopien CA (1), CP (1) und CQ (1) werden durch visuelle Bewertung bezüglich der Bildgüte miteinander ver­ glichen. Tabelle VII zeigt, daß CA (1) und CQ (1) eine überlegene Bildqualität aufweisen, während CP (1), bei welcher nur die Interpolation größter Annäherung durch­ geführt wurde, eine extrem verschlechterte Bildgüte auf­ weist. Dies ist deshalb der Fall, weil Mosaikblöcke von 2×2 Pixel in einem Bild des menschlichen Körpers ent­ sprechend der festen Kopie CP (1) auffällig sind, da das Bild nach der Interpolation größter Annäherung auf das Zweifache vergrößert ist. Tabelle VII gibt die für die Interpolationsberechnung an jedem Bild erforderliche Zeit als relative Größe an. Beim ersten Ausführungsbeispiel ist im Vergleich zu Vergleichsbeispiel 1 eine lange Verarbei­ tungszeit erforderlich, während die Verarbeitungszeit im Vergleich zu Vergleichsbeispiel 2 verkürzt ist, bei dem die kubische Faltungsinterpolation an allen Bildsignalen erfolgt.

Tabelle VII zeigt, daß die Interpolationsverarbeitungs­ zeit beim ersten Ausführungsbeispiel verkürzt ist, sofern nicht die Bildgüte ungünstig beeinflußt ist, und daß die Verarbeitungsmethode nach dem ersten Ausführungsbeispiel den Vergleichsbeispielen 1 und 2 synthetisch überlegen ist.

Tabelle VII

Anschließend erfolgt auf nachstehend beschrieben Weise die Interpolationsberechnung nach abgestuftem Bildsignal O (1), das auf die gleiche Weise wie beim ersten Ausfüh­ rungsbeispiel erhalten wird, wobei ein Bildsignal B (1) gewonnen wird.

Wie beim ersten Ausführungsbeispiel werden Bilddaten seriell auf jeder Zeile geprüft. Wenn die absolute Diffe­ renzgröße zwischen Pixeldaten S_i,j und benachbarten Pixel­ daten S_i+1,j über dem vorbestimmten Schwellenwert St liegt, wird die Bell-Spline-Interpolation (β=0,7) zwischen den Pixeldaten S_i,j und S_i+1,j durchgeführt. Wenn die absolute Differenzgröße nicht über dem vorbestimmten Schwellenwert St liegt, erfolgt die keine Berechnung er­ fordernde Interpolation größter Annäherung. Auf diese Weise wird ein Bildsignal B (1) erhalten, dessen Größe auf 4096×4928 Pixel vergrößert ist.

Die Größe β ist eine positive reelle Zahl β zur Bestimmung der Punktstreuungsfunktion F (ω, β) der Bell-Spline-Inter­ polationsberechnung, wobei es bekannt ist, daß die Raum­ frequenzcharakteristik nach der Interpolation entsprechend der Änderung von β angehoben oder gedämpft werden kann.

Das Bildsignal B (1) wird auf dieselbe Weise wie beim ersten Ausführungsbeispiel auf einem Silbersalzfilm ausge­ druckt, wodurch eine feste Kopie CB (1) erhalten wird.

Als Vergleichsbeispiel 3 für das erste Ausführungsbeispiel wird die Bell-Spline-Interpolation (β=0,7) am Bildsignal O (1) nach der Gradation aller Bildsignale durchgeführt, wobei ein Bildsignal R (1) von 4096×4982 Pixel erhalten wird. Das Bildsignal R (1) wird auf die gleiche Weise wie beim ersten Ausführungsbeispiel zur Gewinnung einer festen Kopie CR (1) auf einem Silbersalzfilm ausgedruckt.

Die feste Kopie CB (1) gemäß dem zweiten Ausführungsbei­ spiel wird durch visuelle Bewertung bezüglich der Bild­ qualität in der festen Kopie CP (1) nach Vergleichsbei­ spiel 1, durch Ausführung der Interpolation größter An­ näherung für das gesamte Bild bzw. am gesamten Bild erhalten, und mit der oben angegebenen festen Kopie CR (1) verglichen; die Ergebnisse finden sich in nachstehender Tabelle VIII.

Tabelle VIII

Tabelle VIII zeigt, daß (die festen Kopien) CP (1) und CR (1) eine hervorragende Bildgüte aufweisen, während die feste Kopie CP (1) eine äußerst mangelhafte Bildgüte auf­ weist. Dies ist deshalb der Fall, weil Mosaikblöcke von 2×2 Pixel in einem Bild des menschlichen Körpers nach fester Kopie CP (1) auffällig sind, weil das Bild nach der Interpolation größter Annäherung auf das Zweifache vergrößert ist. Tabelle VIII gibt die für die Interpolations­ berechnung an jedem Bild erforderliche Zeit als relative Größe an. Das zweite Ausführungsbeispiel, das entsprechend der Raumfrequenzkomponente in einem Bild selektiv die Bell-Spline-Interpolation oder die Interpolation größter Annäherung benutzt, erfordert im Vergleich zu Vergleichs­ beispiel 1 unter Anwendung nur der Interpolation größter Annäherung eine lange Verarbeitungszeit, während die Verarbeitungszeit im Vergleich zu Vergleichsbeispiel 3, bei dem nur die Bell-Spline-Interpolation erfolgt, ver­ kürzt sein kann.

Die Interpolationsverarbeitungszeit gemäß dem Ausfüh­ rungsbeispiel ist somit verkürzt, sofern nicht die Bild­ güte ungünstig beeinflußt wird; damit kann belegt werden, daß diese Verarbeitungsmethode derjenigen der Vergleichs­ beispiele synthetisch überlegen ist.

Im folgenden ist ein drittes Ausführungsbeispiel zur Durchführung einer Interpolationsberechnung mittels der Hardware-Konfiguration gemäß Fig. 10 beschrieben.

Zunächst wird eine Gradationsverarbeitung entsprechend derjenigen beim ersten Ausführungsbeispiel an einem normalen Seiten-Bildsignal des menschlichen Brustkorbs (2048× 2464 Pixel) durchgeführt, wobei ein Bildsignal S (2) gewonnen wird. Anschließend wird unter Anwendung der Un­ schärfemaskierungsverarbeitung eine Raumfrequenzanhebungs­ verarbeitung am Bildsignal S (2) durchgeführt, wobei ein Bildbereich 0 ohne Hochfrequenzkomponente und ein Bild­ reich 1 mit einem großen Anteil der Hochfrequenzkomponente bestimmt werden.

Ein Unschärfebild (non-sharpening image) U (2) wird durch Durchführung einer rechtwinkeligen Bereichsmittelung von 13×13 Pixel am ursprünglichen oder Originalbildsignal S (2) gewonnen, und es wird ferner ein Differentialbild S (2)-U (2) zwischen dem Originalbildsignal S (2) und dem Unschärfebild U (2) abgeleitet. Gleichzeitig erfolgt die Berechnung der Summe der Absolutgrößen von S (2)- U (2) von jedem rechtwinkeligen oder rechteckigen Block von 128×128 Pixel, der durch Unterteilung des Bilds erhalten wurde. Ein Block, dessen Summe größer ist als der vorbestimmte Schwellenwert St, wird zu einem Bildbereich 1 als Block mit einem großen Anteil an Hochfrequenzkompo­ nente bestimmt. Ein Block, dessen Summe nicht größer als der vorbestimmte Schwellenwert St ist, wird zu einem Bildbereich 0 als Block ohne Hochfrequenzkomponente be­ stimmt. Sodann wird ein der Unschärfemaskierung unterwor­ fenes Bildsignal O (2) durch Addieren eines Bildsignals, das durch Multiplizieren von S (2)-U (2) mit einem Koeffizienten von 0,3 erhalten wird, zum Originalbild­ signal S (2) gewonnen. Die Bildbereiche 1 und 0 entspre­ chen in ihrer Lage in einem normalen Brustkorbseitenbild nahe­ zu Fig. 14.

Für das Bildsignal O (2) im Bildbereich 0 wird die Interpolation größter Annäherung, im Bildbereich 1 die lineare Interpolation durchgeführt, wobei ein Bildsignal A (2) erhalten wird, dessen Größe auf 4096×4928 Pixel vergrößert ist.

Das Bildsignal A (2) wird mittels des Druckers 17 gemäß Fig. 4 auf einem Silbersalzfilm der Größe 355,6×431,8 mm (14′′×17′′) ausgedruckt bzw. kopiert, wobei eine feste Kopie CA (2) erhalten wird.

Als Vergleichsbeispiel 4 für das dritte Ausführungsbei­ spiel wird am Bildsignal O (2), das der erwähnten Un­ schärfemaskierung bezüglich aller Bildsignale unterworfen worden ist, die Interpolation größter Annäherung durchge­ führt, wodurch ein Bildsignal P (2) von 4096×4982 Pixel gewonnen wird. Das Bildsignal P (2) wird auf die gleiche Weise wie beim dritten Ausführungsbeispiel unter Herstel­ lung einer festen Kopie CP (2) auf einem Silbersalzfilm reproduziert.

Als Vergleichsbeispiel 5 für das dritte Ausführungsbei­ spiel wird ferner die lineare Interpolation am Bildsignal O (2), das der erwähnten Unschärfemaskierung bezüglich aller Bildsignale unterworfen worden ist, durchgeführt, wobei ein Bildsignal Q (2) von 4096×4928 Pixel gewonnen wird. Das Bildsignal Q (2) wird auf die gleiche Weise wie beim dritten Ausführungsbeispiel unter Lieferung einer festen Kopie CQ (2) auf einem Silbersalzfilm reproduziert.

Beim dritten Ausführungsbeispiel werden die Interpolation größter Annäherung und die lineare Interpolation selektiv in den halbierten Bereichen entsprechend der Raumfrequenz­ komponente beim Bildsignal O (2), das der Unschärfemas­ kierung unterworfen worden ist, durchgeführt. Das Ver­ gleichsbeispiel 4 unter Anwendung nur der Interpolation größter Annäherung und das Vergleichsbeispiel 5 unter Anwendung nur der linearen Interpolation werden durchge­ führt zur Überprüfung der Auswirkung der Änderung der Interpolationsgleichung entsprechend der Raumfrequenzkom­ ponente

Tabelle IX

Die festen Kopien CA (2), CP (2) und CQ (2) werden durch visuelle Bewertung bezüglich der Bildqualität miteinander verglichen. Tabelle IX zeigt, daß die festen Kopien CA (2) und CQ (2) unter Anwendung der linearen Interpolation eine überlegene oder hervorragende Bildgüte aufweisen, während die feste Kopie CP (2), die nur mittels der Interpolation größter Annäherung verarbeitet worden ist, eine äußerst mangelhafte Bildgüte aufweist. Dies ist deshalb der Fall, weil Mosaikblöcke von 2×2 Pixel auf einem menschlichen Körperbild gemäß der festen Kopie CP (2) auffällig sind, da das Bild nach der Interpolation größter Annäherung auf das Zweifache vergrößert ist. Wenn die jeweilige Bildver­ arbeitungszeit als relative Zeit verglichen oder betrach­ tet wird, ist die Verarbeitungszeit beim Vergleichsbei­ spiel 4, dessen Interpolationsverarbeitung am einfachsten ist, am kürzesten, obgleich die Verarbeitungszeit beim dritten Ausführungsbeispiel kürzer sein kann als beim Vergleichsbeispiel 5, bei welchem die lineare Interpola­ tion an allen Bildsignalen erfolgt.

Gemäß Tabelle IX ist damit die Interpolationsverarbei­ tungszeit beim dritten Ausführungsbeispiel verkürzt, sofern nicht die Bildgüte ungünstig beeinflußt ist; die Verarbeitungsmethode ist den Vergleichsbeispielen syn­ thetisch überlegen.

Ein viertes Ausführungsbeispiel ist nachstehend be­ schrieben. Bei dem der Unschärfemaskierung unterworfenen, auf die gleiche Weise wie beim ersten Ausführungsbeispiel gewonnenen Bildsignal O (2) wird die Interpolation größ­ ter Annäherung im Bildbereich 0 ohne Hochfrequenzkompo­ nente durchgeführt, während die kubische Faltungsinter­ polation in dem einen großen Anteil an Hochfrequenzkom­ ponente enthaltenden Bildbereich 1 stattfindet; damit wird ein Bildsignal B (2) gewonnen, dessen Größe auf 4096× 4928 Pixel vergrößert ist. Das Bildsignal B (2) wird auf die gleiche Weise wie beim dritten Ausführungsbeispiel unter Lieferung einer festen Kopie CP (2) auf einem Silbersalzfilm reproduziert.

Als Vergleichsbeispiel 6 für das vierte Ausführungsbei­ spiel wird am Bildsignal O (2) bezüglich aller Bildsignale die kubische Faltungsinterpolation durchgeführt, wobei ein Bildsignal R (2) erhalten wird, dessen Größe auf 4096× 4928 Pixel vergrößert ist. Das Bildsignal R (2) wird auf die gleiche Weise wie beim dritten Ausführungsbeispiel unter Lieferung einer festen Kopie CR (2) auf einem Silbersalzfilm reproduziert.

Die feste Kopie CB (2) gemäß dem vierten Ausführungsbei­ spiel, die feste Kopie CP (2) gemäß Vergleichsbeispiel 4, bei dem nur die Interpolation größter Annäherung erfolgt, und die feste Kopie CR (2) gemäß Vergleichsbeispiel 6, bei dem nur die kubische Faltungsinterpolation durchgeführt wird, werden durch visuelle Bewertung bezüglich der Bild­ güte miteinander verglichen. Tabelle X zeigt, daß die festen Kopien CB (2) und CR (2) unter Anwendung der kubi­ schen Faltungsinterpolation nur im Bereich mit einem großen Anteil an Hochfrequenzkomponente oder im gesamten Bereich bezüglich der Bildgüte überlegen bzw. hervorragend sind, während die feste Kopie CP (2) gemäß Vergleichsbei­ spiel 4 unter Anwendung nur der Interpolation größter Annäherung im gesamten Bereich eine äußerst mangelhafte Bildgüte aufweist.

Dies ist deshalb der Fall, weil Mosaikblöcke von 2×2 Pixel in einem menschlichen Körperbild gemäß Vergleichs­ beispiel 4 auffällig sind, da das Bild nach der Inter­ polation größter Annäherung auf das Zweifache vergrößert ist. Die Verarbeitungszeit beim vierten Ausführungsbei­ spiel ist länger als bei Vergleichsbeispiel 4, aber kürzer als bei Vergleichsbeispiel 6, dessen Bildgüte nahezu der­ jenigen des vierten Ausführungsbeispiels entspricht.

Tabelle X

Gemäß Tabelle X ist somit die Interpolationsverarbeitungs­ zeit beim vierten Ausführungsbeispiel verkürzt, sofern nicht die Bildgüte nachteilig beeinflußt ist; die Verar­ beitungsmethode ist derjenigen der Vergleichsbeispiele synthetisch überlegen.

Die Tabellen VII bis X zeigen, daß die Interpolations­ berechnungsverarbeitung beim zweiten Ausführungsbeispiel die Verarbeitungszeit verkürzt, sofern nicht die für Diagnose erforderliche Bildgüte nachteilig beeinflußt ist oder wird.

Dies ist deshalb der Fall, weil in einem Bildbereich ohne hohe Frequenzkomponente bzw. Hochfrequenzkomponente, d. h. in einem diagnostisch unwichtigen äußeren Bereich des menschlichen Körpers oder auch in einem inneren Bereich, ein Bildbereich mit Pixels einer kleinen Signal­ differenz gegenüber benachbarten Pixels erfaßt wird, die Interpolationsberechnungsverarbeitung, wie die Interpo­ lation größter Annäherung niedriger Ordnung bei hoher Bildgüte-Verschlechterung und hoher Verarbeitungsgeschwin­ digkeit auf den (diesen) Bereich angewandt wird, während die Interpolationsberechnungsverarbeitung hoher Ordnung (Bell-Spline-Interpolation, kubische Faltungsinterpola­ tion, lineare Interpolation usw.), die eine lange Ver­ arbeitungszeit erfordert, bei der jedoch eine Verschlech­ terung der Bildgüte vermieden wird, auf die anderen Be­ reiche angewandt wird.

Wenn eine Interpolationsberechnung dritter oder höherer Ordnung (three or more degree) , wie die Bell-Spline- Interpolation oder die kubische Faltungsinterpolation, als Interpolationsberechnungsverarbeitung hoher Ordnung ange­ wandt wird, ist die Bildgüte zufriedenstellend, und die Verarbeitungszeit kann im Vergleich zu einem Fall, in welchem die Interpolation dritter oder höherer Ordnung gleichmäßig über das ganze Bild hinweg durchgeführt wird, wirksam verkürzt werden.

Bezüglich der Unterteilung des Bildbereichs entsprechend der Raumfrequenzkomponente kann die Verarbeitungszeit durch aufeinanderfolgende Unterteilung des Bereichs ver­ kürzt werden, indem die für das zweite Ausführungsbeispiel beschriebene Interpolationsberechnung durchgeführt oder der Bereich gleichzeitig mit der Berechnung durch Raum­ frequenzverarbeitung unterteilt wird.

Die für jede Interpolationsberechnung angewandte, erwähnte Interpolation der größten Annäherung, Bell-Spline-Inter­ polation, lineare Interpolation und kubische Faltungs­ interpolation sind an sich bekannte Interpolationsfunktio­ nen (vgl. "Restoring Spline Interpolation of CT Images", IEEE Transaction On Medical Imaging, Band MI-2, Nr. 3, September 1983; "Cubic Convolution for Digital Image Processing", IEEE Transaction On Acoustics And Signal Processing, Band ASSP-29, Nr. 6, 1981, usw.).

Als Möglichkeit oder Abwandlung für das beschriebene zweite Ausführungsbeispiel ist es möglich, einen Bild­ unterteilungsbereich oder -abschnitt, der aus einem Unschärfemaskierungsteil 28A und einem Bereichsunter­ teilungsteil 28B (vgl. Fig. 10) besteht, zu einem ein­ zigen Verarbeitungsteil zusammenzufassen und damit ein Bild einer Bereichsunterteilung entsprechend einem Histogramm eines Gesamtbilds zu unterwerfen.

Bezüglich der vom A/D-Wandler 13 gelieferten digitalen Strahlungsbildsignale wirkt nämlich der einzige Bild­ unterteilungsteil 28, der als Bildunterteilungseinrich­ tung dient, zum Unterteilen eines Bilds in eine Anzahl von Bereichen entsprechend Pixeldaten, während gleich­ zeitig der Gradationsverarbeitungsteil 22 eine Grada­ tionsverarbeitung durchführt. Die auf diese Weise nach der Gradationsverarbeitung gewonnenen Bilddaten werden in einem ersten Schritt bzw. zunächst in einem den Bildspei­ cher 14 bildenden Zeilenspeicher 21 abgespeichert.

Der Interpolationsteil 26, als Interpolationsoperations­ einrichtung, vergleicht die nach der Gradationsverarbei­ tung im Zeilenspeicher 21 gespeicherten Pixeldaten mit Lagen- oder Positionsinformation bezüglich einer Grenze eines durch den Bildteilungsteil 28 bestimmten Bildbe­ reichs im Komparator 24 (als Interpolationsgleichung- Änderungseinrichtung) unter Umschaltung des Schalters SW und führt die Interpolationsoperation unter Heranziehung der Interpolationsgleichungen, die für jeden durch den Bildteilungsteil 28 geteilten Bildbereich bestimmt sind, unter der Steuerung durch die Steuerlogikschaltung 23 durch, wobei die Interpolationsstufe 25 als Arbeitsbe­ reich für die Operation dient.

Im Bildunterteilungsteil wird zunächst ein Histogramm eines Gesamtbilds abgeleitet, worauf ein Schwellenwert St aufgestellt wird, welcher eine Signalgrößengruppe mit einem Peak oder Spitzenwert eines Pegels, welcher dem größten Signalwert im Histogramm gemäß Fig. 15 am näch­ sten liegt, von anderen Signalwerten oder -größen trennt.

Der Schwellenwert St trennt in diesem Fall ein Bild einer normalen Seitenansicht des menschlichen Brustkorbes in einen Bereich, in welchem keine Strahlung durch den menschlichen Körper hindurchtritt (einen Bereich mit weniger Bildinfor­ mation), und einen Bereich, in welchem Strahlung durch den menschlichen Körper hindurchtritt (einen Bereich mit mehr Bildinformation), wie dies in Fig. 16 dargestellt ist.

Durch anschließende Bestimmung, ob die Bilddaten den an­ gegebenen Schwellenwert St übersteigen oder nicht, für jede Zeile (in X-Richtung gemäß Fig. 16) der Bilddaten werden sodann Grenzpixel (X₁₁, 1), (X₁₂, 1), (X₂₁, 2), (X₂₂, 2) . . . gemäß Fig. 16, welche einen Bildbereich 0 in Form einer Gruppe von Pixels, welche den Schwellenwert St übersteigen (ein Bereich, in welchem keine Strahlung durch den menschlichen Körper hindurchdringt), von einem Bereich 1 in Form einer Gruppe von Pixels, welche den Schwellen­ wert St nicht übersteigen (ein Bereich, in welchem Strah­ lung durch den menschlichen Körper hindurchdringt), er­ faßt. Gleichzeitig mit dieser Bildunterteilungsverarbei­ tung ist es weiterhin möglich, Bildsignale 0 zu erhalten oder zu gewinnen, indem das genannte Histogramm einer Datenumwandlung für jede Pixeldateneinheit unterworfen wird, und zwar unter Heranziehung einer ursprünglich auf­ gestellten Gradationsumwandlungskurve, um damit eine optimale Gradationsverarbeitung durchzuführen.

Danach werden durch Interpolationsverarbeitung an Bildsignalen O nach Gradationsverarbeitung Bildsignale O einer auf 4096×4928 Pixel vergrößerten Bildgröße ge­ wonnen. Eine Interpolationsoperation für die genannte Pixelvergrößerung wird für zwei Bildbereiche 1 und 0 bzw. an diesen durchgeführt, die im voraus auf der Grundlage des angegebenen Histogramms unterteilt worden sind, nachdem die Interpolationsgleichungen wie folgt geändert werden:

Bildbereich 0 . . . auf . . . Interpolation größter Annäherung

Bildbereich 1 . . . auf . . . kubische Faltungsinterpolation.

Für den Bildbereich 0, in welchem keine Strahlung durch den menschlichen Körper hindurchtritt, wird nämlich ein Pixel nach der Interpolation größter Annäherung ver­ größert, bei welcher die Operationszeit kurz ist, obgleich eine Beeinträchtigung der Bildgüte nicht vermieden werden kann, während für den Bereich 1, in welchem Strahlung durch den menschlichen Körper hindurchtritt, eine kubische Faltungsinterpolation als Interpolationsoperation hoher Ordnung durchgeführt wird, mit welcher eine Beeinträchti­ gung der Bildgüte vermieden werden kann, obgleich die Operationszeit länger ist als bei der Interpolation größ­ ter Annäherung. Die Operationszeit kann somit mittels einer einfachen Interpolationsoperation für Bereiche ohne Belang für die Diagnose verkürzt werden, während eine Verschlechterung der Bildgüte in den für Diagnose erfor­ derlichen Bereichen vermieden wird.

Weiterhin ist es auch möglich, ein Mittelwertprofil (averaging profile) aus Strahlungsbildsignalen (2048× 2464 Pixel) einer normalen Brustkorbseitenansicht aufzu­ stellen und damit auf der Grundlage dieses Mittelwert­ profils einen Bildbereich in zwei Teile zu unterteilen (Bildbereich 1 und Bildbereich 0).

Gemäß Fig. 17 wird ein Mittelwertprofil in waagerechter Richtung (X-Richtung) gewonnen oder abgeleitet, worauf Grenzpixelspalten X₁ und X₂ aufgestellt werden, welche den Bildbereich 0 entsprechend dem flachen Teil des Mittelwertprofils und mit weniger Bildinformation vom Bildbereich 1 entsprechend dem anderen Abschnitt des Mittelwertprofils mit mehr Bildinformation lotrecht trennen. Der Bildbereich an der linken Seite der Grenz­ pixelspalte X₁ gemäß Fig. 17 und der Bildbereich (Bild­ bereich 0) an der rechten Seite der Grenzpixelspalte X₂ gemäß Fig. 17 enthalten zumindest keinen Bereich, in welchem Strahlung den menschlichen Körper durchdringt, während ein von den Grenzpixelspalten X₁ und X₂ um­ schlossener bzw. dazwischenliegender Bereich (Bildbereich 1) alle Bildbereiche oder -zonen des menschlichen Körpers enthält, obgleich er ebenfalls einen Bereich oder eine Zone aufweist, wo die Strahlung nicht durch den mensch­ lichen Körper hindurchtritt. Der Bildbereich 0 ist somit ein Bereich ohne Belang für die Diagnose, während der Bildbereich 1 die für Diagnose erforderlichen Bereiche (bzw. Informationen) enthält.

Die vorliegende Ausführungsform verwendet ein System zur Gewinnung eines digitalen Strahlungsbilds unter Verwen­ dung eines photostimulierten Fluoreszenzmaterials. Wahl­ weise kann jedoch auch ein System zur Gewinnung eines digitalen Strahlungsbildsignals für photoelektrische Änderung des Durchlaßlichts durch einen ein Strahlungs­ bild speichernden Silbersalzfilm angewandt werden. Die Ausgestaltung oder Anordnung zur Gewinnung eines digitalen Strahlungsbildsignals ist keinen Einschränkungen unter­ worfen.

Außerdem kann ein digitales Strahlungsbildsignal gemäß dem zweiten Ausführungsbeispiel, bei dem eine solche Inter­ polationsberechnung durchgeführt wird, unmittelbar durch den Drucker 17 als feste Kopie ausgedruckt oder auf der Kathodenstrahlröhre reproduziert werden. Es kann jedoch auch zunächst in einem Dateisystem abgespeichert und sodann als feste Kopie ausgedruckt oder auf der Kathoden­ strahlröhre wiedergegeben werden, soweit dies nötig ist.

Da beim beschriebenen zweiten Ausführungsbeispiel die Interpolationsgleichung entsprechend der Raumfrequenzkom­ ponente in einem Bild für Interpolationsberechnung zur Änderung der Pixelzahl geändert wird, kann eine Interpola­ tionsberechnung hoher Ordnung in einem Bereich durchge­ führt werden, der eine große Menge an Bitinformation und einen großen Anteil an Hochfrequenzkomponente enthält, während eine Interpolationsberechnung niedriger Ordnung in einem Bereich durchgeführt werden kann, der wenig Bildin­ formation, wie fehlende Strahlung (bzw. Durchlaßstrah­ lung), und keine Hochfrequenzkomponente enthält, um damit die Verarbeitungszeit zu verkürzen. Bei der Verarbeitung zur Änderung der Pixelzahl durch Interpolationsberechnung können somit die Bildgüte unverändert bleiben und gleich­ zeitig die Verarbeitungszeit verkürzt werden, so daß die Wirksamkeit der Diagnose bezüglich Erkrankungen unter Verwendung von Strahlungsbildern verbessert sein kann.

Claims (9)

1. Digitale Strahlungsbildsignalverarbeitungsvorrichtung zum Gewinnen von digitalen Bildsignalen entsprechend einem Untersuchungsobjekt, umfassend:
eine Einrichtung zum Bestrahlen des Untersuchungs­ objekts,
eine Einrichtung zum Gewinnen eines sichtbaren Bildes entsprechend dem Untersuchungsobjekt aus einer durch­ gelassenen Strahlung oder Durchlaßstrahlung,
eine Einrichtung zum Erzeugen der digitalen Bild­ signale aus dem sichtbaren Bild und
eine Einrichtung zum Interpolieren des digitalen Bildes, mit:

• a) einer Einrichtung zum Speichern einer Anzahl von Interpolationsgleichungen,
• b) einer Einrichtung zum Wählen einer der Inter­ polationsgleichungen entsprechend einer Dichte eines Abschnittes des digitalen Bildes und
• c) einer Einrichtung zum Interpolieren des benutzten Abschnitts mittels einer ausgewählten der Inter­ polationsgleichungen, wobei die Wähleinrichtung diese eine Interpola­ tionsgleichung so wählt, daß die Raumfrequenz­ charakteristik des genannten Abschnitts entspre­ chend einer vorbestimmten Modifikationstabelle modifiziert wird.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Interpolationsgleichungen nach einem Bell-Spline- Interpolationsalgorithmus geliefert (provided) werden.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Interpolationsgleichungen nach einem linearen Inter­ polationsalgorithmus und einem Spline-Interpolations­ algorithmus geliefert werden.

4. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Interpolationsgleichungen nach einem kubischen Fal­ tungsinterpolationsalgorithmus und einem Spline- Interpolationsalgorithmus geliefert werden.

5. Digitale Strahlungsbildsignalverarbeitungsvorrichtung zum Gewinnen von digitalen Bildsignalen entsprechend einem Untersuchungsobjekt, umfassend:
eine Einrichtung zum Bestrahlen des Untersuchungs­ objekts,
eine Einrichtung zum Gewinnen eines sichtbaren Bildes entsprechend dem Untersuchungsobjekt aus einer durch­ gelassenen Strahlung oder Durchlaßstrahlung,
eine Einrichtung zum Erzeugen der digitalen Bild­ signale aus dem sichtbaren Bild und
eine Einrichtung zum Interpolieren des digitalen Bildes, mit:

• a) einer Einrichtung zum Speichern einer Anzahl von Interpolationsgleichungen,
• b) einer Einrichtung zum Identifizieren eines Abschnitts des digitalen Bildes entsprechend einer Raumfrequenzkomponente dieses Abschnitts und zum Erzeugen eines Identifiziersignals,
• c) einer Einrichtung zum Wählen einer der Interpola­ tionsgleichungen entsprechend dem Identifizier­ signal und
• d) einer Einrichtung zum Interpolieren des benutzten Abschnitts mittels einer ausgewählten der Inter­ polationsgleichungen, wobei die Wähleinrichtung die eine der Interpola­ tionsgleichungen so wählt, daß ein vorbestimmter Abschnitt des digitalen Bildes entsprechend einer Gleichung interpoliert wird, die von einer Glei­ chung verschieden ist, entsprechend welcher ein vom vorbestimmten Abschnitt verschiedener Ab­ schnitt des digitalen Bildes interpoliert wird.

6. Vorrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Interpolationsgleichungen nach einem kubischen Fal­ tungsinterpolationsalgorithmus und einem Interpola­ tionsalgorithmus größter Annäherung (Nearest Neighbor) geliefert werden.

7. Vorrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Interpolationsgleichungen nach einem Bell-Spline- Interpolationsalgorithmus und einem Interpola­ tionsalgorithmus größter Annäherung (Nearest Neighbor) geliefert werden.

8. Vorrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Interpolationsgleichungen noch einem linearen Interpolationsalgorithmus und einem Interpola­ tionsalgorithmus größter Annäherung (Nearest Neighbor) geliefert werden.

9. Vorrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Interpolationseinrichtung für das digitale Bild ferner eine Einrichtung zum Modifizieren des digitalen Bildes durch Umschärfemaskierung (non-sharpening masking) aufweist.