JP2852794B2 - デジタル放射線画像信号の処理装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 〈産業上の利用分野〉 本発明はデジタル放射線画像信号の処理装置に関し、
詳しくは、画素数を変更させるために行う補間演算に伴
って再生画像の画質を向上させ得るようにした装置に関
する。

〈従来の技術〉 Ｘ線画像のような放射線画像は、病気診断用などに多
く用いられており、このＸ線画像を得るために、被写体
を透過したＸ線を蛍光体層（蛍光スクリーン）に照射
し、これにより可視光を生じさせてこの可視光を通常の
写真と同様に銀塩を使用したフィルムに照射して現像し
た、所謂、放射線写真が従来から多く利用されている。

しかし、近年、銀塩を塗布したフィルムを使用しない
で、蛍光体層から直接画像を取り出す方法が工夫される
ようになってきている。

この方法としては、被写体を透過した放射線を蛍光体
に吸収せしめ、しかる後、この蛍光体を例えば光又は熱
エネルギーで励起することによりこの蛍光体が上記吸収
により蓄積している放射線エネルギーを蛍光として放射
せしめ、この蛍光を光電変換して画像信号を得る方法が
ある。

具体的には、例えば米国特許3,859,527号及び特開昭5
5−12144号公報等に、輝尽性蛍光体を用い可視光線又は
赤外線を輝尽励起光とした放射画像変換方法が示されて
いる。この方法は、支持体上に輝尽性蛍光体層を形成し
た放射画像変換パネルを使用するもので、この変換パネ
ルの輝尽性蛍光体層に被写体を透過した放射線を当て、
被写体各部の放射線透過度に対応する放射線エネルギー
を蓄積させて潜像を形成し、しかる後、この輝尽層を輝
尽励起光で走査することによって蓄積された放射線エネ
ルギーを放射させてこれを光に変換し、この光信号を光
電変換して放射線画像信号を得るものである。

このようにして得られた放射線画像信号は、そのまま
の状態で、或いは画像処理を施されて銀塩フィルム,CRT
等に出力されて可視化されるが、コンピュータによる画
像処理のためにデジタル化されることが多い。また、デ
ジタル化された放射線画像信号は、半導体記憶装置，磁
気記憶装置，光ディスク記憶装置，光磁気記憶装置等の
画像記憶装置に格納され、その後必要に応じてこれらの
画像記憶装置から取り出されて銀塩フィルム,CRT等に出
力されて可視化される場合もある。

また、放射線画像を記録した銀塩フィルムに、レーザ
・蛍光灯などの光源からの光を照射して、銀塩フィルム
の透過光を得て、かかる透過光を光電変換して放射線画
像信号を得て、更にデジタル化する方法もある。

前述のように放射線画像を記録した銀塩フィルムから
のデジタル放射線画像信号を得る装置の構成としては、
光ビームを銀塩フィルム上に一次元的に走査させると同
時に、該銀塩フィルムを走査方向と直交する方向に搬送
させ、光源と反対側に設けた光検出器で透過光を検出す
るよう構成したり、また、光源を内蔵する透明なドラム
の側面に放射線画像を記録した銀塩フィルムを貼り付
け、前記ドラムを回転させると同時に、透過光を光検出
器に導くアパーチャを前記ドラムの回転軸と平行に移動
させるよう構成されたものなどがある。

〈発明が解決しようとする課題〉 ところで、上記のようにして得たデジタル放射線画像
信号を再生する際には、再生画像における関心領域（医
療用における診断に必要な画像部分を含む領域）の濃度
を一定に仕上げる目的、及び、人体の構造や病変の陰影
をより見やすく出力する目的で、階調処理や空間周波数
処理等の画像処理を施してからCRT等に出力して可視化
して、診断に供するようにしている。

前記階調処理は、画像信号レベルと出力濃度（又は輝
度）との対応を、所望の階調が得られるように定める処
理であり、かかる階調処理としては、画像信号のヒスト
グラム情報に基づいて階調処理条件を定めるもの（特開
昭63−31641号公報等参照）などが提案されており、本
出願人も先に、画像信号の位置的情報と信号値とから所
望の画像領域を決定し、その領域内の画像データの特性
に基づいて階調処理条件を決定するものを提案している
（特願平−306462号）。

更に、空間周波数処理としては、画像の特定周波数成
分を強調したり減弱する処理である非鮮鋭マスク処理
（特公昭62−62373号公報等参照）などがある。

一方、放射線画像に基づく診断に当たっては、より大
きなサイズに拡大したり、より小さなサイズに縮小して
再生したい場合があり、このとき離散的な信号を仮想的
に連続な信号に変換した後、より小さな又は大きなサン
プリングピッチで再び離散化する演算である補間演算に
よって画素数の拡大・縮小を図ることが一般に行われて
いる（特開昭63−175575号公報等参照）。

しかしながら、従来の放射線画像信号における補間演
算においては、種々の補間演算式が用いられているもの
の、画像内で補間演算の式が一様であって（「Restorin
g Spline Interpolation of CT Images」IEEE TRANSACT
ION ON MEDICAL IMAGING,VOL.MI−2,NO.3,SEPTEMBER 19
83等参照）、階調処理や空間周波数処理等のように再生
画像を診断に適した見やすい画像にする作用を有するも
のではなかった。

本発明は上記実情に鑑みなされたものであり、補間演
算によって空間周波数特性を強調又は減弱させることが
可能であることに着目し、補間演算によって画素数の変
更を行いつつ、デジタル放射線画像信号を診断に適した
見やすい画像信号に処理することができる処理装置を提
供することを目的とする。

〈課題を解決するための手段〉 そのため本発明では、第１図に示すように、画素毎の
デジタルデータからなる放射線画像信号を補間演算して
画素数を変更するデジタル放射線画像信号の処理装置で
あって、デジタル放射線画像の画素データを補間演算し
て画素数を変更する補間演算手段と、予め記憶された画
素データと補間演算式との相関から画素毎に前記補間演
算手段における補間演算式を設定する補間演算式変更手
段と、を含んで構成するようにした。

〈作用〉 かかる構成のデジタル放射線画像の処理装置による
と、画素数変更のために補間演算するときに、予め記憶
された画素データと補間演算式との相関から画素毎に補
間演算式を設定するようにしたので、画素データレベル
（濃度又は輝度）に応じて空間周波数成分を強調したり
減弱させる処理を行わせることが可能となり、例えば医
療用の放射線画像においては、同一画像内において、診
断情報を多く含む画素データレベルの部位に対しては周
波数成分を強調する一方、ノイズが目立つ画素データレ
ベルの部位では周波数成分を減弱させてノイズの低減を
図ることが可能となり、補間演算によって画素数の変更
を行いつつ、より見やすい再生画像を実現することがで
きる。

〈実施例〉 以下に本発明の実施例を説明する。

一実施例を示す第２図は、本発明にかかるデジタル放
射線画像信号の処理装置を含む放射線画像情報記録読取
装置であって、医療用としての人体の胸部放射線撮影に
適用した場合の例を示す。

ここで、放射線発生源１は、放射線制御装置２によっ
て制御されて、被写体（人体胸部等）Ｍに向けて放射線
（一般的にはＸ線）を照射する。記録読取装置３は、被
写体Ｍを挟んで放射線源１と対向する面に変換パネル４
を備え、該変換パネル４は放射線源１からの照射放射線
量に対する被写体Ｍの放射線透過率分布に従ったエネル
ギーを輝尽層に蓄積し、そこに被写体Ｍの潜像を形成す
る。

前記変換パネル４は、支持体上に輝尽層を、輝尽性蛍
光体の気相堆積、或いは輝尽性蛍光体塗料塗布によって
設けてあり、該輝尽層は環境による悪影響及び損傷を遮
断するために保護部材によって遮蔽若しくは被覆され
る。該輝尽性蛍光体材料としては、例えば、特開昭61−
72091号公報、或いは、特開昭59−75200号公報に開示さ
れるような材料が使われる。

光ビーム発生部（ガスレーザ，固体レーザ，半導体レ
ーザ等）５は、出射強度が制御された光ビームを発生
し、その光ビームは種々の光学系を経由して走査器６に
到達し、そこで偏向を受け、更に、反射鏡７で光路を偏
向させて、変換パネル４に輝尽励起走査光として導かれ
る。

集光体８は、輝尽励起光が走査される変換パネル４に
近接して光ファイバである集光端が位置され、上記光ビ
ームで走査された変換パネル４からの潜像エネルギーに
比例した発光強度の輝尽発光を受光する。９は、集光体
８から導入された光から輝尽発光波長領域の光のみを通
過させるフィルタであり、該フィルタ９を通過した光
は、フォトマル10に入射して、その入射光に対応した電
流信号に光電変換される。

フォトマル10からの出力電流は、電流／電圧変換器11
で電圧信号に変換され、増幅器12で増幅された後、A/D
変換器13でデジタルデータ（デジタル放射線画像信号）
に変換される。そして、このデジタルデータは画像メモ
リ14に順次記憶される。

15はCPUであり、画像メモリ14に格納された放射線画
像情報（画像データ）に対して補間演算を施すと同時に
診断目的に適した種々の画像処理（例えば階調処理，周
波数処理，移動，回転，統計処理等）を施し、画像処理
を施された画像データは、再び画像メモリ14に格納され
る。

16は画像メモリ14内の放射線画像信号をプリンタ17に
伝送するためのインターフェイスである。18は読取ゲイ
ン調整回路であり、この読取ゲイン調整回路18により光
ビーム発生部５の光ビーム強度調整、フォトマル用高圧
電源19の電源電圧調整によるフォトマル10のゲイン調
整、電流／電圧変換器11と増幅器12のゲイン調整、及び
A/D変換器13の入力ダイナミックレンジの調整が行わ
れ、放射線画像信号の読取ゲインが総合的に調整され
る。

前記画像メモリ14,CPU15,インタフェイス16は、より
具体的には第３図に示すように構成されている。

即ち、A/D変換器13からのデジタル放射線画像信号
は、階調処理部22で階調処理を施された後、画像メモリ
14を構成するラインメモリ21に一旦ストアされ、画像デ
ータレベルと補間演算に用いる補間演算式（補間演算式
を定める係数）との関係を記憶させた補間演算式変更手
段を構成する補間特性テーブルLUTα24を参照し、補間
ワーク25を演算のためのワークエリアとして制御ロジッ
ク23で制御される補間演算手段としての補間演算部26で
補間演算されて、前記ラインメモリ21と共に画像メモリ
14を構成する出力用のラインメモリ27に記憶される。

第３図においては、階調処理を施した後に補間処理を
行う構成としてあるが、この順序は逆であっても良い。

尚、28は前記CPU15に付設されるROMであり、29は同じ
く前記CPU15に付設されるRAMである。

出力用ラインメモリ27に記憶される階調処理及び補間
演算を施されたデジタル放射線画像信号は、インタフェ
イス16を介してプリンタ17に出力されてハードコピーさ
れることになるが、前記プリンタ17は例えば第４図に示
すように構成される。

尚、インタフェイス16を介して接続されるのは、CRT
等のモニタであっても良く、更に、半導体記憶装置など
の記憶装置（ファイリングシステム）であっても良い。

第４図に示すプリンタ17において、ラインメモリ27か
らインタフェイス16を介して読み出されたデジタル放射
線画像信号は、まずバッファメモリ30を介して信号補正
回路31で各種の信号補正処理を施された後、D/A変換器3
2によってアナログ信号に変換される。そして、このア
ナログ信号に応じてレーザ光を変調すべく、D/A変換器3
2の出力を変調器駆動回路33に入力させ、この変調器駆
動回路33はD/A変換器32の出力レベルに応じた駆動電圧
を光変調器34に出力する。光変調器34は、前記駆動電圧
に基づき画像信号レベルに応じてレーザ光源35から発光
されたレーザ光を変調し、ここで変調されたレーザ光は
図示しないモータによって回転する偏向ミラー（ポリゴ
ンミラー）36の多角形状の反射面に反射されて、主走査
方向に振り分けられる。尚、偏向ミラーとしてはガルバ
ノメータミラーを用いても良い。

偏向ミラー36からの反射光は、ｆθレンズ37を通過し
て一定の走査速度に調整され、該走査光が副走査方向に
搬送される記録媒体（感光材料）38に受光されることに
よって、記録媒体38上に２次元の放射線画像を記録し、
その後記録媒体38を現像処理することでデジタル放射線
画像のハードコピーが得られるようになっている。

次に、第３図に示す構成に基づいて行われる本発明に
かかる補間演算の詳細を説明する。

まず、補間演算式として公知のベル−スプライン補間
演算式を用いた場合の実施例を説明する前に、かかるベ
ル−スプライン補間演算式について簡単に説明する
（「The Bell−Spline,a digital filtering/interpola
tion algorithm」Enrico Dolazza,SPIE proceeding,MI
−II,1988参照）。

即ち、オリジナルの離散的な信号I_D（ｘ）の周波数ス
ペクトラムをI_D（ω）、前記オリジナル信号I_D（ｘ）の
サンプリングピッチをＤ、補間における演算式を決定す
る点拡がり関数（the point−spread function）の周波
数スペクトラムをＧ（ω）、補間によって得られる連続
的な補間信号I_I（ｘ）の周波数スペクトラムをI_I（ω）
とすると、 I_I（ω）＝Ｄ・I_D（ω）・Ｇ（ω） となり、補間によって得られる離散的な信号I_d（Ｘ）の
周波数スペクトラムI_d（ω）は、補間後の離散的な信号
I_d（ｘ）のサンプリングピッチをｄとすると、 となり、補間における点拡がり関数（the point−sprea
d function）の周波数スペクトラムＧ（ω）を、ベル−
スプラインの点拡がり関数における規格化された周波数
スペクトラムＦ（ω，β）に置き換えると、以下のベル
−スプライン補間の演算式が得られる。

ここで、ベル−スプラインの点拡がり関数Ｆ（X,β）
は、公知のベル関数Ｂ（ｘ），スプライン関数Ｓ
（ｘ）、及び正の実数βを用いて以下の式で表される関
数である。

Ｆ（X,β）＝ （3/β）Ｓ（Ｘ）＋ （1/2）（１−3/β）｛Ｂ（ｘ＋D/2）＋Ｂ（ｘ−D/
2）｝ ここで、前記ベル−スプラインにおける点拡がり関数
のパラメータであるβを変化させると、第５図に示すよ
うに周波数スペクトラムＦ（ω，β）が変化し、これに
よってβが１よりも小さいときには、０〜1/Dの空間周
波数領域の周波数特性を強調する補正が補間と共に施さ
れ、βが１よりも大きいときには同周波数特性を減弱さ
せる補正が補間と共に施されることになる。

ところで、医療用の放射線画像においては、例えばノ
イズが目立ち易い低濃度部では空間周波数特性を減弱さ
せることが要求される場合がある一方、診断情報を多く
含む中濃度部では空間周波数特性を強調することが要求
される場合があるが、かかる要求に合わせて前記ベル−
スプライン補間における点拡がり関数のパラメータβを
変化させれば、補間を行いつつ診断に適した空間周波数
処理を施せるものである。例えば胸部放射線撮影におい
て、前記低濃度部とは放射線が透過し難いためにノイズ
が発生し易くなる腹部であり、特に、画素数増大により
再生画像をより大きなサイズに拡大する場合には、人間
の視覚の性質上、そのような部分のノイズが目立ち易く
なる。また、中濃度部とは関心領域である肺野であり、
更に、高濃度部とは被写体を透過しないで放射線が通過
する部分である。

従って、予め画像データレベルと補間演算式との関係
を記憶させた前記補間特性テーブルLUTαとして、補間
前のデジタル放射線画像信号のレベル（画像データレベ
ル）と前記βとの関係を、例えば第６図〜第９図に示す
ように設定しておき、そのときの信号レベルに対応する
βを参照してベル−スプライン補間演算式（ベル−スプ
ラインにおける点拡がり関数の周波数スペクトラム）を
定めて、この補間演算式に基づいて補間処理を施すよう
にすれば良い。例えば中濃度部である関心領域では１よ
りも小さなβがテーブルから検索されるようにしておけ
ば、かかる領域で空間周波数特性を強調して鮮鋭性を改
善し診断能を向上させることができ、また、低濃度部で
ノイズが発生し易い領域では１よりも大きなβがテーブ
ルから検索されるようにしておけば、低濃度部において
空間周波数特性が減弱されてノイズが低減し、粒状性を
改善することができる。

尚、前記βの最大値は0.8〜3.0、最小値は0.3〜2.0と
することが好ましいが、その範囲内でどんな値が最適か
は画像の部位及び診断の目的によって異なり、一義的に
は定まらない。

また、上記実施例では、ベル−スプライン補間におけ
る点拡がり関数のパラメータβを、補間前の信号レベル
に基づいて変化させる実施例を示したが、補間前の信号
レベルに基づいてリニア補間とスプライン補間などのよ
うに補間次元（点拡がり関数;the point−spread funct
ionの次元数）が異なり補間による空間周波数特性の変
化の方向が異なる補間演算を切り換えて用いるようにし
ても良い。

例えば、関心領域に対応する中高濃度信号レベルのと
ころでは、リニア補間を用いて鮮鋭性を確保する一方、
ノイズの目立つ低濃度領域ではスプライン補間を行って
粒状性を改善するようにすれば、補間演算によって画素
の拡大を図りつつ、再生画像中の関心領域の鮮鋭性を損
なうことなくノイズを低減させて、再生画像を見やすい
ものにして診断性を向上させることができるものであ
る。

即ち、補間が隣接する２点を結んだ折れ線状の関数に
基づいて行われるリニア補間を全画像について行うと、
空間周波数特性は僅かにしか変化しないので、鮮鋭性は
高く保たれるが粒状性は画像の拡大比率に対応して悪く
なる。また、補間が近傍の３点から定まる２次曲線をつ
なぎ合わせた関数に基づいて行われるために周波数特性
を減弱する作用のあるスプライン補間を全画像について
行うと、粒状性は優れているものの鮮鋭性が劣ってしま
うが、かかる特性を画像信号レベルによって判別される
要求に応じて使い分けるようにすれば、粒状性と鮮鋭性
とを高い次元で両立させることが可能となるものであ
る。

尚、上記のように、異なる種類の補間演算式を画像の
データレベルに応じて切り換えて用いる場合には、上記
のリニア補間とスプライン補間とに限られるものでない
ことは明らかであり、例えばキュービックコンボリュー
ション補間とスプライン補間とを使い分けたりしても良
い。

次に、上記のように補間前の信号レベルに基づいて補
間演算式の変更（前記βのように補間演算式を決定する
係数の変更を含む）を行ったより具体的な実施例を、比
較例と対照してその効果を示しつつ説明する。

尚、以下に示す各補間演算で用いるスプライン補間，
リニア補間，キュービック・コンボリューション補間は
いずれも公知の補間関数である（「Restoring Spline I
nterpolation of CT Images」IEEE TRANSACTION ON MED
ICAL IMAGING,VOL.MI−2,NO.3,SEPTEMBER 1983、「Cubi
c Convolution for Digital Image Processing」IEEE T
RANSACTION ON ACOUSTICS,AND SIGNAL PROCESSING,VOL.
ASSP−29,NO.6 1981等参照）。

まず、前記説明した第２図に示すような装置によって
得た2048画素×2464画素の正常人体胸部正面画像信号
（オリジナル信号）に対し、肺野部の最高濃度が約1.
8、肺野部の平均ガンマ（横軸に画像信号値，縦軸に出
力濃度をとった出力濃度特性曲線の傾き）が約2.0、横
隔膜下の最低濃度が約0.3になるような適当な階調変調
を施し、画像信号Ｏを得た。

そして、この階調処理後の画像信号Ｏに対して補間処
理を施して画像サイズを4096画素×4928画素に画素拡大
して画像信号Ａを得て、画像信号Ａを第４図に示すよう
なプリンタ17を用いて14インチ×17インチの銀塩フィル
ムにプリントし、ハードコピーCAを得た。

ここで、画像信号Ａを得たときの補間演算は以下のよ
うにして行った。

Ｉ）信号値０〜0.2×Smax→スプライン補間 II）信号値0.2×Smax〜Smax→リニア補間 ここで、Smaxは画像信号中の最大値であり、上記のよ
うに信号レベルによって補間演算式を変更するので、前
記ハードコピーCAは本発明にかかる補間演算の処理を施
された画像信号のハードコピーである。

また、前記画像信号Ｏに対して、全画像にわたりスプ
ライン補間処理を施して、同じく4096画素×4928画素の
画像信号Ｐの得て、この画像信号Ｐを上記と同様に銀塩
フィルム上に再生し、ハードコピーCPを得た。

更に、前記画像信号Ｏに対して、全画像にわたりリニ
ア補間処理を施して、同じく4096画素×4928画素の画像
信号Ｑを得て、この画像信号Ｑを上記と同様に銀塩フィ
ルム上に再生し、ハードコピーCQを得た。

前記ハードコピーCP及びハードコピーCQは、信号レベ
ルによって補間関数を変更するものではないので、本発
明の実施例と比較される比較例である。

上記のようにしてそれぞれ異なった処理を施して得た
ハードコピーCA,CP,CQについて目視評価による比較を行
った結果を表１に示してある。

ここで、粒状性の評価は、目視により粒状性を比較し
粒状性に優れている順に1,2,3の順位を付けたものであ
る。同様に、鮮鋭性の評価も目視により比較した結果、
鮮鋭性の優れている順に1,2,3の順位を付けてあり、粒
状性及び鮮鋭性についてそれぞれ同等であると評価され
たものについては同順位を付けてある。そして、総合評
価は、放射線技師の観察の結果、最も診断し易いと判断
されたハードコピーについて○印を付けてある。

上記表１から明らかなように、全画像にわたってスプ
ライン補間を行ったハードコピーCPは、粒状性について
は優れているが、鮮鋭性については最も劣り、また、前
記画像にわたってリニア補間を行ったハードコピーCQ
は、鮮鋭性については優れているものの粒状性が最も劣
っており、信号レベルによってスプライン補間とリニア
補間とを使い分けたハードコピーCAが、粒状性について
はハードコピーCPよりも劣るものの鮮鋭性では最も優れ
ており、全画像信号についてスプライン補間又はリニア
補間を行ったハードコピーCP,CQよりも診断性に優れて
いるという結果を得た。

即ち、ノイズが目立ち然も関心領域でない低濃度部に
ついては、周波数特性を減弱させる作用のあるスプライ
ン補間を施すことで粒状性を改善する（ノイズを低減す
る）ようにする一方、それ以外の濃度領域においては、
スプライン補間よりも周波性特性を強調することになる
リニア補間によって鮮鋭性が確保されることによって、
スプライン補間及びリニア補間の両方の周波数特性補正
の効果を発揮させて診断性に優れた再生画像を得ること
ができたものである。

また、上記の実施例及び比較例とは別に、階調処理後
の画像信号Ｏに対して、 Ｉ）信号値０〜0.2×Smax→スプライン補間 II）信号値0.2×Smax〜Smax→ キュービック・コンボリューション補間 を行って、本発明の実施例に相当する4096画素×4928画
素の画像信号Ｂを得て、この画像信号Ｂを前記同様に銀
塩フィルムに再生し、ハードコピーCBを得た。

更に、前記画像信号Ｏに対して、全画像信号にわたり
キィービック・コンボリューション補間処理を施して40
96画素×4928画素の画像信号Ｒを得て、この画像信号Ｒ
に基づき同様にハードコピーCRを得た。

上記のように信号レベルに応じて補間関数を変化させ
て得た上記のハードコピーCB（実施例）と、本発明にか
かる処理を施さなかった比較例となるキュービック・コ
ンボリューション補間のみによるハードコピーCR及びス
プライン補間のみによるハードコピーCPとの評価比較結
果を表２に示してある。

表２に示す比較においても、周波数特性を強調する特
性を有するキュービック・コンボリューション補間の
み、又は、周波数特性を減弱する作用を有するスプライ
ン補間のみを行ってハードコピーした場合に比べ、信号
レベルに応じてキュービック・コンボリューション補間
とスプライン補間とを切り換えて処理した画像を再生し
た方が、粒状性及び鮮鋭性が両立して診断性の面で優れ
ていることが判る。

更に、本発明のかかる補間処理の実施例として前記画
像信号Ｏに対して、画像信号レベルに応じて第10図に示
すように点拡がり関数のパラメータである前記βを変化
させてベル−スプライン補間を施して、4096画素×4928
画素の画像信号Ｃを得て、この画像信号Ｃに基づき同様
にハードコピーCCを得た。

そして、かかる実施例としてのハードコピーCCの比較
例として、まず、前記βを2.0に固定してベル−スプラ
イン補間を施して、4096画素×4928画素の画像信号Ｓを
得て、この画像信号Ｓに基づき同様にハードコピーCSを
得た。また、他の比較例として、前記βを1.0に固定し
てベル−スプライン補間を施して、同じく4096画素×49
28画素の画像信号Ｔを得て、この画像信号Ｔに基づき同
様にハードコピーCTを得た。

ここで、画像レベルに応じて前記βを変化させてベル
−スプライン補間させた場合であるハードコピーCCと、
前記βを固定してベル−スプライン補間させた場合であ
るハードコピーCS及びCTを比較評価した結果を下記表３
に示してある。

これまでのハードコピーの目視評価においては、実施
例として画像レベルに応じて補間関数を変化させた場合
についての比較であったが、上記表３から明らかなよう
に、同じ補間関数を用いる場合であっても、その補間関
数を定める係数（ベル−スプライン補間におけるβ）を
画像信号レベルに応じて適宜変化させることで、前記係
数を一定とする場合よりも診断性の優れた画像を得るこ
とができることが明らかである。

また、ベル−スプライン補間において周波数処理特性
を決定する前記βを増減させると、粒状性又は鮮鋭性の
いずれか一方が優れた画像を得ることができるが、両方
を適当に満足させることが困難であることが判り、この
点からも、画像信号レベルに応じてβを変化させること
が有効であることが判り、この場合、ノイズを低減させ
たい低濃度部は、関心領域を含む中高濃度部よりも大き
なβを設定することで、関心領域の鮮鋭度を確保しつ
つ、低濃度部でのノイズ低減を図れる。

次に、前記βの画像信号レベルに対する変化のパター
ンを第11図に示すようにしてベル−スプライン補間を施
して得た4096画素×4928画素の画像信号Ｄに基づいて実
施例としてのハードコピーCDを得る一方、全画像にわた
ってβ＝0.7としてベル−スプライン補間を施して得た4
096画素×492画素の画像信号Ｕに基づいて比較例として
のハードコピーCUを得て、前記βを1.0に固定したとき
のハードコピーCTと共に３者を比較して、表４の結果を
得た。

ここでも、画像信号レベルに応じてβを変化させるこ
とによって、診断性を優れた画像を得ることができると
いう結果を得たが、ハードコピーCCに対応する第10図及
びハードコピーCDに対応する第11図を参照しつつ、表３
と表４とを比較すると、βを１にして周波数特性を変化
させない場合に比べ、中高濃度域でのβを１のままにし
て低濃度領域でのβを増大させれば、鮮鋭度をそのまま
にして粒状性を改善でき、逆に低濃度域でのβを１のま
まにして中高濃度域でのβを１よりも小さくすれば、粒
状性を保持しつつ鮮鋭性を改善できることが判る。

即ち、信号レベルに対するβの変化パターンとして低
濃度側ほど大きなβが設定されるようにした場合であっ
ても、そのβの変化範囲が１よりも上である場合には、
周波数特性の減弱作用が大きく粒状性がより向上し、β
の変化範囲が１よりも下側であるときに周波数特性の強
調作用が大きくなって鮮鋭性がより向上するものであ
る。

更に、第12図に示すように前記βを画像信号レベルに
応じて変化させてベル−スプライン補間を施して4096画
素×4928画素の画像信号Ｅを得て、この画像信号Ｅに基
づいて実施例としてのハードコピーCEを得る一方、全画
像にわたってβ＝0.5としてベル−スプライン補間を施
して得た4096画素×4928画素の画像信号Ｖに基づいて比
較例としてのハードコピーCVを得て、前記βを1.0に固
定したときのハードコピーCTと共に３者を比較して、表
５の結果を得た。

ここでも、画像信号レベルに応じてβを変化させるこ
とにより、βを固定した場合に比べ診断性の優れた画像
を得ることができるという結果を得た。

更に、第13図に示すように前記βを画像信号レベルに
応じて変化させてベル−スプライン補間を施して4096画
素×4928画素の画像信号Ｅを得て、この画像信号Ｆに基
づいて実施例としてのハードコピーCFを得る一方、全画
像にわたってβ＝0.7に固定したときのハードコピーCU
と、前記βを1.0に固定したときのハードコピーCTと共
に３者を比較して、第６の結果を得た。

ここでも、画像信号レベルに応じてβを変化させるこ
とにより、βを固定した場合に比べ粒状性と鮮鋭性とを
両立させた診断性に優れた画像を得ることができるとい
う結果を得た。

上記の表１〜表６から明らかなように、本発明の実施
例であるハードコピーCA,CB,CC,CD,CE,CFは、全画像信
号域にわたって一様な補間演算式を用いて得たハードコ
ピー（比較例）に比較して、鮮鋭性を損なうことなく粒
状性の改善に見られ、診断性能が優れている。これは、
信号値に応じて補間関数（補間演算式）を変化させたた
めに、診断上重要な部位（例えば、胸部における肺野）
の鮮鋭性を保ったまま診断に寄与しない低濃度部のノイ
ズを除去すること、或いは、前記低濃度部のノイズを増
大させずに診断上の重要部位に相当する信号領域の鮮鋭
性を向上させることが可能になったためである。

また、上記実施例のように、補間演算式にベル−スプ
ラインを用いて信号値に応じてβの値を変化させるよう
にすれば、演算式の変更が係数を入れ替えるだけで済
み、補間演算部を複数用意して切り換える必要がないの
で好ましい。

尚、本実施例では、輝尽性蛍光体を用いてデジタル放
射線画像を得るシステムを用いたが、放射線画像を記録
した銀塩フィルムの透過光を光電変換してデジタル放射
線画像信号を得るシステムであっても良く、デジタル放
射線画像信号を得る構成を限定するものではない。

また、本発明にかかる補間演算の後で、更に空間周波
数処理を施すようにしても良く、更に、予め空間周波数
処理を施された画像信号に基づいて本発明にかかる補間
演算を施すようにしても良い。

また、本発明にかかる補間演算を施されたデジタル放
射線画像信号は、上記のように直ちにプリンタ17によっ
てハードコピーさせるようにしても良いが、CRT上に再
生させたり、又は、ファイリングシステムに一旦記憶さ
せ、必要なときに読み出してハードコピーしたりCRTに
表示させるようにしても良い。

〈発明の効果〉 以上説明したように本発明によると、画素変更のため
に行う補間演算において、予め記憶された画素データと
補間演算式との相関から画素毎に補間演算式を設定する
ようにしたので、補間演算における周波数強調又は減弱
を、信号レベルに基づく要求によって同一画像内で使い
分けることが可能となり、鮮鋭性を確保しつつノイズを
低減させることなどが可能になって、医療用においては
再生画像に基づく診断性を向上させることができるとい
う効果がある。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の構成を示すブロック図、第２図は本発
明の一実施例を示すシステムブロック図、第３図は第２
図示のシステムにおいて補間演算を行う部分の詳細なシ
ステムブロック図、第４図は第２図示のプリンタの構成
を示すシステムブロック図、第５図はベル−スプライン
補間における点拡がり関数のパラメータβを変化させた
ときの周波数スペクトラムの変化を示す線図、第６図〜
第９図はそれぞれ画像データレベル（信号値）に応じて
前記βを変化させるときの種々パターンを示す線図、第
10図〜第13図はそれぞれ補間演算によって得た画像をハ
ードコピーさせたときに用いた前記βの変化パターンを
示す線図である。 14……画像メモリ、15……CPU、16……インタフェイ
ス、17……プリンタ、21,27……ラインメモリ、22……
階調処理部、23……制御ロジック、24……補間特性テー
ブル、25……補間ワーク、26……補間演算部

フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.⁶，ＤＢ名) G06T 3/40 H04N 1/387 101 - 1/393

Claims (1)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】画素毎のデジタルデータからなる放射線画
   像信号を補間演算して画素数を変更するデジタル放射線
   画像信号の処理装置であって、 デジタル放射線画像の画素データを補間演算して画素数
   を変更する補間演算手段と、 予め記憶された画素データと補間演算式との相関から画
   素毎に前記補間演算手段における補間演算式を設定する
   補間演算式変更手段と、 を含んで構成されたことを特徴とするデジタル放射線画
   像信号の処理装置。