JP2575612B2 - 画像のコントラスト劣化を修正する方法及びその装置 - Google Patents

画像のコントラスト劣化を修正する方法及びその装置

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Description

【発明の詳細な説明】 〈産業上の利用分野〉 本発明は、細い血管が特徴的な面で比較的高いコント
ラストの損失という欠点をもたらすような減算血管造影
法（subtraction angiography）を使用して、血管の造
影を図る際に見られるMTF特性によって生じるコントラ
スト損失を修正する方法及びその装置に関する。
〈従来の技術〉 放射線が小孔或いは狭いスリットを通過することによ
り、その結果としての画像は“拡散”して実際の対象物
よりも大きくなるか、或いは幅が広くなり、画像と背景
（background）との間のコントラストが減少する。これ
はエネルギー回析及び散乱をするためで、検知手段の精
密でないこと、電子ノイズ、及びディジタル誤差等によ
る複合的な結果である。
“拡散”の正確な作用形態は“MTF（modulation tran
sfer function）”として知られる。画像システムで
は、画像中の特定の拡散機構による個々のMTFを組合せ
た結果の全体的な（total）MTFとなる。要するに小孔、
及びスリットを通る画像は拡散し、実際の対象物と比較
すると、そのコントラストが損失することになる。MTF
は、通常、直線的寸法に対するある一定の追加及び対象
物のコントラストからの付随的な差引を形成する。従っ
て、スリット或いは小孔が平均的な寸法よりも十分に大
きい時には、画像化された対象物の寸法及びコントラス
トは、現実の対象物のものと変わることはないという実
際の目的に合致する。対象物が小さい場合には画像の平
均的なコントラストは対象物のコントラストと、幅の両
方とに比例する。
MTF拡散を修正するための多くの試みがこれまでなさ
れてきた。例えば複雑な“復元（restoring）”フィル
タ法であって、これは使用された拡散画像を再度鮮明に
するものである。
従来、使用されている復元フィルタは時間がかかり、
“ノイズ”が入る。従って、この方法は既に画像中に入
っているノイズを更に強めることとなり、装置の効率と
画像の品質とを低下しがちであった。
多くの画質向上技術についての研究のうち、僅かに対
象物を拡大することは、MTFによる拡散により生ずるコ
ントラスト損失ほど問題ではない。
例えば血管系が研究されるディジタルフルオログラフ
ィ（digital fluorography）及びこれに関連する研究に
おいて、血管画像が僅かに拡大する場合に、血管の検出
性については殆ど問題とならない。これに対し、コント
ラストが損失する場合に、小さな血管を検出すること或
いは識別することは殆ど不可能になる。
MTFよる拡散問題についての一つの解決策は、小さな
血管を見るために異なる“ウィンドウ（window）”（グ
レースケールの拡張）を使用することである。この“解
決策”は結果的に、より大きなコントラストのグレース
ケールを付与することであり、これは大きな血管におけ
る生々しい細部の損失を伴わざるをえない。また、この
“解決策”を採用する場合“正しい”ウィンドウを手動
により発見しなければならず、これは時間を消費する作
業である。MTF拡散問題に対する別の解決策は非線型グ
レースケールを使用するものである。
例えば二つの別々の線型部分を含む二重ウィンドウが
大きい血管と小さい血管のそれぞれをカバーするように
される。また、他の非直線グレースケール（例えば指数
グレースケール及び対数グレースケール）も採用された
がこれらは理論的背景もなく、相対的コントラストを歪
め、更に、細部の損失を伴い濃度計算を不可能とするも
のである。
〈発明が解決しようとする問題点〉 従って、画像中の対象物のMTFによる拡散に起因する
画像コントラストの損失を効果的に修正する減算血管造
影方法が用いられて血管の造影を図る方法は長く要望さ
れていたものである。
従って、本発明の目的は、対象物のMTFによって生じ
るコントラストの損失を修正するために減算画像化に使
用される画像コントラスト損失の修正方法及びその装置
を提供することである。このような方法及びその装置
は、大きな対象物の画質に悪い影響を及ぼすことなく小
さな対象物の画質を向上させるものであり、更に大きな
対象物及び小さい対象物の双方を見るために単一のウィ
ンドウのみが使用される場合であっても前記の修正は効
果的なものでなければならない。
〈問題点を解決するための手段及び作用〉 本発明の方法は、システムMTFを測定する段階、画像
を取得する段階、一つの得られた画像から別の得られた
画像を減算し、その差画像中に画像化されようとする対
象物に対して単色な背景（即ち、一定のグレースケール
値）を与える段階、及び前記差画像における単色背景に
対する測定される画像コントラスト（この画像コントラ
ストはMTFによるコントラストの減少を伴う）を決定す
る段階を含むが、これらの段階には新規な点はない。
しかし、本発明によれば、測定された画像コントラス
ト（Cm）のグレースケールを、測定された又は近似され
たMTF関数の最大値の半分の値における全幅を使用し
て、演算ユニット及び／又はルックアップテーブルの中
で変換もしくは操作し、このグレースケール操作によ
り、測定された画像コントラストをMTFに起因するコン
トラストの損失を伴わない理想的コントラストすなわち
真のコントラスト（Ct）に近づけることが可能となる。
MTF特性を用いてMTFに起因するコントラスト損失を補
完する本発明によれば、システムのコントラストは、他
の類を見ないほと改善されることになる。このため、コ
ントラストの損失を“記述する"MTFが、コントラストの
損失を補完するために、システム特性として用いられ
る。
本発明の一つの特徴は、理想的コントラスト関数の操
作により予め作成されたルックアップテーブルを使用し
て画像コントラストのグレースケールを操作することで
ある。例えば測定されたコントラスト関数と理想的コン
トラスト関数との比較により予め作成したルックアップ
テーブルを使用して、画像コントラストのグレースケー
ルを操作する。
ルックアップテーブルを得るために必要とされる測定
は、通常厄介で、時間のかかるものであるので、最少量
の測定方法を使用することが望ましい。測定する量を減
少させるため、研究中の面上の血管のみが画像されるこ
と造影剤の密度が一定であること等の仮定がされるなら
ば、理論的にコントラスト関数の傾きを決定することが
できることになる。また、適切な仮定が成されるなら
ば、応答関数の形状を得るために必要な測定は、規格化
（normalization）及びグレースケール化（scaling）に
使用とされるMTF測定である。そして、真のコントラス
ト値に対する測定されたコントラスト値の傾斜は、この
MTF測定から容易に得られることになる。ここでMTF測定
には、いくつかの既知の相異なる寸法の対象物のMTFの
測定を含むものである。
次に、別の画像操作方法では、既知の正確なMTF関数
の最大値の半分の値における全幅と同じMTF関数の最大
値の半分の値における全幅を有する三角形状の関数であ
るようなサンプル形状をもつ近似的なMTFを使用する段
階、及び、所定のいくつかの対象物の寸法に対して、MT
F拡散に起因するコントラストの損失分を集めて、真の
対象物のコントラストに近づける段階を含む。
Cm＝Ａ（ｄ−d2/3） （ｄ≧１の場合） そして Cm＝Ａ（d2−d3/3） （ｄ≦１の場合） 一方、理想的なコントラスト関数は Ｃ＝Ad （ａ≧１の場合） そして Ｃ＝Ad （ｄ≦１の場合） 式中 Ａ＝βρｒ、ｄ＝R/r, なお、βは比例定数、ρは造影剤の密度、ｒはMTF関
数の最大値の半分の値における全幅、Ｒは血管の断面幅
寸法（四角形筒であると仮定する）。
〈実施例〉 本発明の一実施例を、添附図面に基いて説明すると、
第１図に示したように、この方法は、特に、ディジタル
フルオロスコーピィ（digital flouroscopy;DF）に使用
されるような減算画像システムに適している。図中の符
号11は典型的なDFシステムである。符号12は画像取得ユ
ニットであって、造影剤が投与される前及び後に投影さ
れる画像を取得する。符号13は減算ユニットであって、
造影剤を投与する前に得られる画像を造影剤を投与した
後に得られる画像から減算し、単色な背景を有する対象
物の画像を提供するものである。減算ユニット13からの
画像データの出力は、ディジタル型の場合、好ましいも
のではあるが不可欠ではない。なお、本発明で言及する
画像は、基本的には、最終画像においてコントラスト減
少を招くMTF特性を有するような小さな対象物（即ち血
管）であることに留意されたい。
血管造影法においては、血管を画像化する際通常生ず
るコントラストの減少を修正する手段が設けられてい
る。より詳述すると、MTFに由来するコントラストの損
失を復元することによりコントラストを向上させれるた
め、ディスプレイ14上にモニタの画像のグレースケール
を操作するいくつかの手段が設けられている。減算ユニ
ット13からのデータがD/A変換器16でアナログビデオ信
号に変換されることによりディスプレイ14上にモニタの
画像が表わされる。この装置はプロセッサ17の制御下に
あり、プロセッサ17がなかんずくコントラスト制御のた
めのグレースケール操作をする。そして、第１図に示す
ような演算ユニット18及びルックアップテーブル（look
-up table）19は、この目的のためプロセッサの制御下
で本システムに使用されるのが望ましいものである。
第３図及び４図では、グレースケール操作で考えられ
る異なる態様を示す。実際にどちらの態様を使用するか
は、使用することのできる設備及び望まれる結果に依存
する。例えば小さな血管の画像を得たい場合、異なるグ
レースケールの操作が使用され、次に、大きな血管を画
像化するのに使用される。グレースケール操作のすべて
において、対象物を比較的に単色な背景において観るこ
とが重要である。
以下に記載する操作にすべては、コントラストが逆に
影響しない間、所望の特定寸法の血管画像を促進し、そ
して、これから異なる寸法の血管をみえるようにする。
背景の説明として、第２（ａ）図は点源からのMTF関
数の空間的分布を図示したものである。横軸は点源の線
画像（line image）の位置からの距離を表し、縦軸はMT
Fの強度を示す。理想的な画像は、点ｐ、或いは幅をも
たない線ｌに集中するはずであるが実際の画像はMTFに
より拡散される。図示の曲線は単一のピークを有する対
称的な関数、例えばガウス（Gaussian）関数である。本
発明の範囲を逸脱することなくガウス関数に加え、多く
の形状の関数、例えば三角形状、矩形階段状及び台形状
の関数が使用できる。
第２（ｂ）図は、血管の側部の寸法Ｒ（一次元）に対
して応答関数（即ち、測定されたコントラストを真のコ
ントラストで除算したもの）を示す。ここで血管は四角
形状の横断面を有する中空管であって、一側部が視野線
と平行であるものと仮定する。血管の側部の寸法が増大
するにつれて測定値は真の値に近づく。小さな血管につ
いては、応答関数は上記側部に依存して漸近的直線に近
づく。
第２（ｃ）図は真のコントラストの関数としての測定
された（実際の）コントラストを示す。尚、第２（ｃ）
図の縦軸は、測定されたコントラスト（MTF関数の最大
値の半分の値における全幅を乗じた密度当りのコントラ
スト）であり、横軸はMTFに影響されていない真のコン
トラストである。この図からどの所望点においても測定
されたコントラストに対する必要な修正量を導出するこ
とは容易である。
本発明の好ましい処理においてはMTF関数が三角形状
の関数であると近似する。だからとて、ガウス関数或い
はその他の形状の関数であると仮定することはもとより
本発明の範囲を逸脱するものではない。
血管が円筒形というよりも方形の中空管であり側部が
視線に対して平行であると仮定すると、ディジタル減算
血管造影法においては真のコントラストは下記式 で表わされ、式中ρは造影剤の密度、Ｒは血管の断面幅
寸法、そしてβは比例定数である。
MTFの応答関数はほぼ下記式 Cm/Cr＝R/（Ｒ＋γｒ） で表わされ、式中Cmは測定されたコントラスト、Ctは真
のコントラスト、ｒはMTF関数の最大値の半分の値にお
ける全幅、γはMTF関数の形状に依存するもう一つの比
例定数である。
小さな血管においては、 Cm/Ct＝R/γｒ （第２（ｂ）図に示す通り）であり、
測定されたコントラストは Cm＝βρR2/rγ このことは、小さな血管の画像がエネルギー量の減少
を伴うことを示している。
そこで、Ａ＝βρr,d＝R/rと表記すると、MTF特性の
ない理想的なコントラスト関数は、 Ct＝Ad（すべてのＲに対して） しかしながら、実際にはMTF特性があるため、MTFが三
角形状関数であると近似することにより、実際のコント
ラスト関数には下記の式があてはまる。
ｄ≧１の場合、 Cm＝Ａ（ｄ−d2/3） ｄ≦１の場合、 Cm＝Ａ（d2−d3/3） 理想的な関数及び実際的な関数は第２（ｃ）図に示さ
れている。MTF関数の最大値の半分の値における全幅で
あるｒが既知である場合には演算ユニット18はあらゆる
測定値に対してコントラストの理論的な理想値を計算す
ることができる。
しかしながら、大きい画像の夫々のピクセル値を修正
することはあまりにも時間がかかることなので、好まし
い方法としてはルックアップテーブル19により計算する
ことである。ルックアップテーブル19に測定値を入力す
れば、おおまかではあるが出力として理想値が得られ
る。このようなルックアップテーブル19は画像処理の分
野ではよく知られているものである。
ところで、ｒが知られ得れない値とすると、その値を
raであると仮定して、本発明の修正方法及び修正手段に
使用する。
ｒの代りに仮定値raを用いると、得られるコントラス
ト値は ｄ≧１の場合、 Ｃ′＝Ad〔１−（Ｒ−／3ra）〕 ｄ≦１の場合、 Ｃ′＝AdR/ra〔１−（R/3ra）〕 従って、raｒである時は得られる結果は、理想値に
近い。
これとは別に、小さな血管の画像コントラストの向上
させるのに有用な修正方法は、下記の近似式を用いるも
のである。
この近似式変数Ａ及びｄを用いて以下のように表わさ
れる ｄ≧１の場合、 及び、 ｄ≦１の場合 Ｃ″＝Ａ×ｄ（１−d/6） これは小さな血管の場合に良好な近似であって、この
関係は第３図に示されている。尚、第３図の横軸はR/
r、すなわちMTF関数の最大値の半分の値における全幅に
より影響をされない血管の寸法である。
さらにこれとは別に、小さな血管について有用な近似
方法として、“逆の２乗（squaring of the revers
e）”と呼ばれるグレースケール操作を行うものがあ
る。
これは“関心あるウィンドウ（window of interes
t）”を選びウィンドウ内の曲線を理想的な直線に近づ
けるように変換するものである。
ウィンドウを下端値Ｔと上端値Ｕとの間で選ぶものと
する。最初の変換操作は、このグレースケールを“拡張
する”ものであり、ＴとＵとの間の数値を下記式を用い
てＯと上方数値限界Ｗとの間の数値に変換する。
Ｃ′＝Ｗ（Ｃ−Ｔ）／（Ｕ−Ｔ） 次の変換操作は、下記式を用いてグレースケールを例え
ば白が黒に、黒が白になるように“逆にする”ものであ
り、 CR＝Ｗ−Ｃ′＝Ｗ（Ｕ−Ｃ）／（Ｕ−Ｔ） であり、この変換によりＴはＷに、またＵは０に変えら
れる。“逆”の操作は、自己補完的な操作である。
CR′＝Ｗ−CR＝Ｃ′ 特別なウィンドウは、Ｔ＝Ｏでスタートする。すると、 CI＝WC/U （Ｃは範囲Ｏ〜Ｕ、CIはＯ〜Ｗ） “逆”のグレースケールは CII＝Ｗ（Ｕ−Ｃ）/U,（この場合も同じ範囲） ここで２乗則グレースケールを使用すると、 CIII＝(CII)2/W＝Ｗ(U-C)2／U2 （この場合も同じ範
囲） 再度“逆にする”と CIV＝Ｗ−CIII＝Ｗ−Ｗ(U-C)2／U2 （同じ範囲） さらに“拡張”がない特別な場合、即ちＷ＝Ｗの場合 CV＝Ｕ−(U-C)2/U＝2C−C2/U （ＣとCVは共にＯ〜Ｕの
範囲） Ｃが測定されたコントラスト値であるとすると、Ａ及び
ｄを使用してコントラスト値は次のように書くことがで
きる。
CV2Ad2−2Ad3/3 （ｄ≦１の場合） そして、 CV2Ad−（2A/3＋A2/U）d2 （ｄ≧１の場合） これは、ｄ＝０放物線状曲線として出発し、次に、ほ
ぼｄ＝0.64及びｄ＝1.5（第４図参照）で理想値と交叉
する。
従って、この近似は、従前のものより広い“ウィンド
ウ”に適している。しかしながらこのグレースケールは
二つの値の解を生じさせるからこのグレースケールをＣ
＞Ｕに対して用いてはならない。画像のいかなるコント
ラスト値Ｃよりも大きなＵの値を選ぶことに注意が払わ
れれば、このグレースケールは実際の画像に対して極め
て有用なものとなる。また、造影剤が黒にみえるよう、
実際に、多くの場合では、デジタル減算血管造影法（DS
A）画像が逆グレースケールで得られるので、これは特
に有用である。
上記は特定の装置及び方法について記載したが、実施
例を説明するものであり、本発明の範囲を限定するもの
ではない。特に、他の近似法も本発明の範囲に含まれる
ことが指摘されるべきである。
【図面の簡単な説明】
第１図は、本発明による画像コントラストの増強方法を
採用する画像システムのブロック図、第２（ａ）図は典
型的なMTFのグラフ、第２（ｂ）図、及び２（ｃ）図は
れぞれMTFに基づく応答曲線の相異なる態様を示すグラ
フ、第３図はある画像コントラストの増強方法を用いた
結果を示すグラフ、第４図は別の画像コントラストの増
強方法を用いた結果を示すグラフである。 11……ディジタルフルオロスコーピィシステム 12……画像取得ユニット 13……減算ユニット 16……D/A変換器 17……プロセッサ 18……演算ユニット 19……ルックアップテーブル

Claims (15)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】ディジタルフルオログラフィ血管造影画像
    化システムのMTF特性によって生じるコントラストの損
    失を修正することにより、そのシステムで得られる画像
    におけるコントラストを増強する方法であって、 ディジタルフルオログラフィ血管造影システムのMTF関
    数の最大値における全幅ｒを決定する段階と、 血管内への造影剤の投与前に得られた画像データを、血
    管内への造影剤の投与後に得られた画像データから減算
    することにより、血管に対して単色な背景を提供する段
    階と、 全体のシステムMTFを伴って得られる測定画像コントラ
    ストCmを決定する段階と、 血管が正方形の筒状であると仮定した場合の画像平面に
    おける血管の断面幅寸法Ｒを決定する段階であって、Cm
    とＲとの関係が以下の式 Cm＝βρR2/rγ （ここで、Cmは測定画像コントラスト、βは比例定数、
    ρは造影剤の密度、ｒはMTF関数の最大値の半分の値に
    おける全幅、γはMTF関数の形状に依存するもう一つの
    比例定数） に従う段階とを含む方法において、以下の式 Cm＝Ａ（ｄ−d2/3） （ｄ≧１の場合） Cm＝Ａ（d2−d3/3） （ｄ≦１の場合） （ここで、三角形のMTFに対しては、Ａ＝βρr,d＝R/
    r、及び、すべてのＲに対して真のコントラストCt＝A
    d） つまり、Ct＝Cm/（１−d/3） Ct＝Cm/（ｄ−d2/3） に従い、測定画像コントラストのグレースケールを変え
    る段階を更に有し、これにより測定画像コントラスト
    を、MTFによる悪影響のない理想的なコントラストに接
    近させることを特徴とする画像コントラストの増強方
    法。
  2. 【請求項２】前記画像コントラストのグレースケールを
    変える段階が、画像の理想的なコントラストに近似する
    ように予め作成されたルックアップテーブルを使用して
    演算する特許請求の範囲第１項記載の画像コントラスト
    の増強方法。
  3. 【請求項３】前記グレースケールを変える段階が、真の
    コントラストの関数を測定されたコントラストの関数と
    比較することによりルックアップテーブルを作成する段
    階を有し、真のコントラストを得るためにその指針とし
    て測定コントラストを使用する手段を備える特許請求の
    範囲第１項記載の画像コントラストの増強方法。
  4. 【請求項４】前記グレースケールを変える段階が、寸法
    Ｒの値が既知である血管の対比用標準試験体を測定する
    段階と、測定コントラストCm及び測定されたＲを決定す
    る段階と、式ｒ＝βρR2/Cmからｒを演算する段階とを
    有する特許請求の範囲第１項記載の画像コントラストの
    増強方法。
  5. 【請求項５】前記グレースケールを変える段階が、近似
    的な最大値の半分の値における全幅の値raを以下の式 Ｃ＝Adra 2/r Ｃ＝Ad〔１−（R/3ra）〕 （ｄ≧１の場合） Cm＝AdR/ra〔１−（R/3ra）〕 （ｄ≦１の場合） に代入する段階を有する特許請求の範囲第１項記載の画
    像コントラストの増強方法。
  6. 【請求項６】前記式が三角形のMTFを仮定し、それゆえ
    γが近似的に１である特許請求の範囲第４項記載の画像
    コントラストの増強方法。
  7. 【請求項７】静脈などの画像内の長くて細い対象物の横
    断面が四角形状になっているものと仮定する特許請求の
    範囲第１項記載の画像コントラストの増強方法。
  8. 【請求項８】前記グレースケールを変える段階が、 測定コントラストCmを表す曲線を得る段階と、 この得られた曲線について下端値Ｔと上端値Ｕとの間で
    対象となるウィンドウを選ぶ段階と、 このウィンドウ内の曲線を理想的な直線状の曲線に接近
    させるために変換する段階と、 このウィンドウを、Ｔ＝０と上方数値限界Ｗとの間へ拡
    張する段階、つまり、式Ｃ′＝Ｗ（Ｃ−Ｔ）／（Ｕ−
    Ｔ）により拡張する段階と、 該グレースケールを逆にして、０に変換されたＴとＷに
    変換されたＵをもつ CR＝Ｗ−Ｃ′＝Ｗ（Ｕ−Ｃ）／（Ｕ−Ｔ）を与える段階
    であって、 これにより、CR′＝Ｗ−CR＝Ｃ′、Ｔ＝０では、CI＝WC
    /U,（Ｃは範囲０〜Ｕ、CIは範囲０〜Ｗ）となる段階
    と、 該グレースケールを逆にして、CII＝Ｗ（Ｕ−Ｃ）/U,
    （同様の範囲）とする段階と、 ２乗則グレースケールを適用して、CIII＝W(U-C)2／
    U2，（同様の範囲）とする段階とに従い、該スケールを
    逆にすることと、この逆になったスケールを２乗する段
    階と、 を有する特許請求の範囲第１項記載の画像コントラスト
    の増強方法。
  9. 【請求項９】ディジタルフルオログラフィ血管造影画像
    化システムのMTF特性によって生じるコントラストの損
    失を修正することにより、そのシステムで得られる画像
    におけるコントラストを増強する装置であって、 ディジタルフルオログラフィ血管造影システムのMTF関
    数の最大値における全幅ｒを決定する手段と、 血管内への造影剤の投与前に得られた画像データを、血
    管内への造影剤の投与後に得られた画像データから減算
    することにより、血管に対して単色な背景を提供する手
    段と、 全体のシステムMTFを伴って得られる測定画像コントラ
    ストCmを決定する手段と、 血管が正方形の筒状であると仮定した場合の画像平面に
    おける血管の断面幅寸法Ｒを決定する手段であって、Cm
    とＲとの関係が以下の式 Cm＝βρR2/rγ （ここで、Cmは測定画像コントラスト、βは比例定数、
    ρは造影剤の密度、ｒはMTF関数の最大値の半分の値に
    おける全幅、γはMTF関数の形状に依存するもう一つの
    比例定数） に従う手段とを含む装置において、以下の式 Cm＝Ａ（ｄ−d2/3） （ｄ≧１の場合） Cm＝Ａ（d2−d3/3） （ｄ≦１の場合） （ここで、三角形のMTFに対しては、Ａ＝βρr,d＝R/
    r、及び、 すべてのＲに対して真のコントラストCt＝Ad） つまり、Ct＝Cm/（１−d/3） Ct＝Cm/（ｄ−d2/3） に従い、測定画像コントラストのグレースケールを変え
    る手段を更に有し、これにより測定画像コントラスト
    を、MTFによる悪影響のない理想的なコントラストに接
    近させることを特徴とする画像コントラストの増強装
    置。
  10. 【請求項１０】前記画像コントラストのグレースケール
    を変える手段が、画像の理想的なコントラストに近似す
    るように予め作成されたルックアップテーブルを使用し
    て演算する特許請求の範囲第９項記載の画像コントラス
    トの増強装置。
  11. 【請求項１１】前記グレースケールを変える手段が、真
    のコントラストの関数を測定されたコントラストの関数
    と比較することによりルックアップテーブルを作成する
    手段を有し、真のコントラストを得るためにその指針と
    して測定コントラストを使用する手段を備える特許請求
    の範囲第９項記載の画像コントラストの増強装置。
  12. 【請求項１２】前記グレースケールを変える手段が、寸
    法Ｒの値が既知である血管の対比用標準試験体を測定す
    る手段と、測定コントラストCm及び測定されたＲを決定
    する手段と、式ｒ＝βρR2/Cmからｒを演算する手段と
    を有する特許請求の範囲第９項記載の画像コントラスト
    の増強装置。
  13. 【請求項１３】前記グレースケールを変える手段が、近
    似的な最大値の半分の値における全幅の値raを以下の式 Ｃ＝Adra 2/r Ｃ＝Ad〔１−（R/3ra）〕 （ｄ≧１の場合） Cm＝AdR/ra〔１−（R/3ra）〕 （ｄ≦１の場合）
    に代入する手段を有する特許請求の範囲第９項記載の画
    像コントラストの増強装置。
  14. 【請求項１４】前記式が三角形のMTFを仮定し、それゆ
    えγが近似的に１である特許請求の範囲第12項記載の画
    像コントラストの増強装置。
  15. 【請求項１５】静脈などの画像内の長くて細い対象物の
    横断面が四角形状になっているものと仮定する特許請求
    の範囲第９項記載の画像コントラストの増強装置。
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