JP2852799B2 - 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の処
理速度を、画質を確保しつつ短縮し得る装置に関する。

＜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、蛍光体層から直線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、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）。

かかる補間演算においては、画素数変更後においても
高画質を保持できるように、高次の補間演算を行うこと
が好ましいが、この場合補間演算が複雑になって計算時
間が長くなってしまうという問題があり、計算時間を短
くしようとして計算が比較的簡便な低次の補間演算を行
わせると画質を劣化させてしまうことになっていた。

ところが、特に病気診断用のＸ線画像などでは、実際
には放射線が人体を透過しない素抜けの領域も存在し、
かかる領域についても高次の補間演算を施すのは無駄で
あるが、従来では、放射線画像信号における補間演算に
おいて種々の補間演算式が用いられているものの、１つ
の画像内で補間演算の式が一様であったため（「Restor
ing Spline Interpolation of CT Images」IEEE TRANSA
CTION ON MEDICAL IMAGING,VOL.MI−2,NO.3,SEPTEMBER
1983等参照）、画質を確保しつつ補間演算の処理時間の
短縮を図ることができなかったものである。

本発明は上記問題点に鑑みなされたものであり、画像
内における空間周波数成分に基づいて、高次の補間演算
を施して高画質を保持する領域と低次の補間演算を施し
て計算時間の短縮を図る領域とを分けることによって、
画質確保と計算時間の短縮との両立を図れる処理装置を
提供することを目的とする。

〈課題を解決するための手段〉 そのため本発明にかかるデジタル放射線画像信号の処
理装置は第１図に示すように構成される。

第１図において、補間演算手段は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ものであ
り、補間演算式変換手段は、単位矩形領域毎に画素デー
タを平均化処理して求めた非鮮鋭画像と画像データとの
差分を演算し、前記差分の絶対値の総和を所定のブロッ
ク単位に求め、前記総和に基づいて前記補間演算手段に
おける補間演算式を各ブロック単位で変更する。

〈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、非鮮鋭画
像と画素データとの差分に基づいてブロック単位で高周
波数成分を多く含むか否かを判別し、該判別結果に応じ
て補間演算式が変更されるので、高周波成分を含まない
領域では低次の補間演算を行わせて補間演算の簡略化を
図る一方、高周波成分を多く含む領域では高次の補間演
算を行わせて画質を確保することが可能となる。

〈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、非鮮鋭マス
ク処理部28Aで非鮮鋭マスク処理される一方、前記非鮮
鋭マスク処理途中の画像に基づいて領域分割部28Bで、
画像が空間周波数成分に基づいて２つに分割される。

非鮮鋭マスク処理された画像データは、画像メモリ14
を構成するラインメモリ21に一旦ストアされる。

補間演算手段としての補間演算部26は、ラインメモリ
21にストアされている非鮮鋭マスク処理済の画素データ
を、補間演算式変更手段としての比較部24において、領
域分割部28Bで定められた画像領域の境界に関する位置
情報と比較することにより、スイッチSWを切り換え、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で制御されて前記領域分割部28Bで分割された画
像領域毎に定められた補間演算式を用いて補間演算す
る。かかる補間演算後の画素データは、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、分割された画像領域は２領域であ
るとし、更に、そのうちの１領域に対しては演算を必要
としないニアレスト・ネイバー補間処理を施すことを想
定しているので、スイッチSWの分岐の一方には補間演算
部を設けていないが、こちらにも補間演算部26′を設け
ても良いし、補間演算部26を共通にして、制御ロジック
23で領域毎に補間演算式を変更しても良い。

また、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。

また、第３図においては、空間周波数を強調して画像
を見やすくするための処理として、非鮮鋭マスク処理
（「テレビジョン学会テレビフィルム研究会資料51号」
1973参照）を用いているが、該非鮮鋭マスク処理に限る
ものではなく、異なる周波数処理方法を用いても良い。

尚、29aは前記CPU15に付設されるROMであり、29bは同
じく前記CPU15に付設されるRAMである。

前記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。

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図に示すハードウェア構成に基づいて行わ
れる本発明にかかる補間演算の実施例を説明する。

第１の実施例では、まず、正常人体胸部側面画像信号
（2048画素×2464画素）に対し、階調処理を施して画像
信号Ｓ（２）を得た。次に、画像信号Ｓ（２）の非鮮鋭
マスク処理による空間周波数強調処理を行うと同時に、
高周波成分を含まない画像領域０及び高周波成分を多く
含む画像領域１を定めた。

即ち、原画像信号Ｓ（２）に対し13画素×13画素の矩
形領域平均化処理を行った非鮮鋭画像Ｕ（２）を求め、
原画像信号Ｓ（２）と非鮮鋭画像Ｕ（２）との差分画像
Ｓ（２）−Ｕ（２）を求めた。同時に、画像を128画素
×128画素の矩形ブロックに分割した各ブロック内のＳ
（２）−Ｕ（２）の絶対値の和を算出し、その和が所定
の閾値Stを越えるブロックを高周波成分を多く含むブロ
ックとして画像領域１と定め、前記和が所定の閾値St以
下のブロックを高周波成分を含まないブロックとして画
像領域０と定めた。次に、Ｓ（２）−Ｕ（２）に係数0.
3を乗算した画像信号を原画像信号Ｓ（２）に加えて非
鮮鋭マスク処理済の画像信号Ｏ（２）を得た。尚、上記
画像領域１と画像領域０の配置は、正常人体胸部側面画
像において略第５図に示すようになった。

ここで、前記画像信号Ｏ（２）について、画像領域０
についてはニアレスト・ネイバー補間を、画像領域１に
ついてはリニア補間を施して、画像サイズ4096画素×49
28画素に拡大した画像信号Ａ（２）を得た。

次に、前記画像信号Ａ（２）を、第４図に示すプリン
タ17を用いて14インチ×17インチの銀塩フィルム上にプ
リントし、ハードコピーCA（２）を得た。

一方、上記第１実施例に対する比較例１として、上記
のようにして非鮮鋭マスク処理を施された画像信号Ｏ
（２）に対し、全画像信号にわたりニアレスト・ネイバ
ー補間を施して、4096画素×4928画素の画像信号Ｐ
（２）を得て、この画像信号Ｐ（２）を上記第１実施例
と同様に銀塩フィルム上に再生し、ハードコピーCP
（２）を得た。

更に、第１実施例に対する比較例２として、上記のよ
うにして非鮮鋭マスク処理を施された画像信号Ｏ（２）
に対し、全画像信号にわたりリニア補間を施して、4096
画素×4928画素の画像信号Ｑ（２）を得て、この画像信
号Ｑ（２）を上記第１実施例と同様に銀塩フィルム上に
再生し、ハードコピーCQ（２）を得た。

即ち、第１実施例が、非鮮鋭マスク処理済の画像信号
Ｏ（２）について、空間周波数成分に基づいて２つに分
割される領域によってニアレスト・ネイバー補間とリニ
ア補間とを使い分けたのに対し、ニアレスト・ネイバー
補間のみを用いた比較例１と、リニア補間のみを用いた
比較例２とを設定して、空間周波数成分に応じた補間演
算式の変更による効果を確認しようとするものである。

ここで、前記ハードコピーCA（２）,CP（２）,CQ
（２）の画質について、目視評価による比較を行ったと
ころ、表１に示すように、リニア補間を用いたCA（２）
及びCQ（２）の画質はいずれも良好であったのに対し、
ニアレスト・ネイバー補間のみで処理されたCP（２）の
画質が著しく劣っていた。これは、CP（２）がニアレス
ト・ネイバー補間による２倍拡大を行ったため、人体画
像上に２画素×２画素のブロックがモザイク状に目立つ
ことによる。また、各画像処理の時間を相対時間として
比較すると、最も補間処理が簡便である比較例１の処理
時間が最も短いものの、第１実施例の処理時間は、全画
像信号にわたりリニア補間処理を施した比較例２よりも
短縮できた。

従って、表１から明らかなように、第１実施例の補間
処理は、画質を損なうことなく処理時間を低減でき、総
合して比較例よりも優れた処理方法である。

更に、第２実施例を以下のようにして得た。即ち、第
１の実施例と同様にして得た非鮮鋭マスク処理済の画像
信号Ｏ（２）に対して、高周波成分を含まない画像領域
０についてはニアレスト・ネイバー補間を施し、また、
高周波成分を多く含む画像領域１についてはキュービッ
ク・コンボリューション補間を施し、画像サイズ4096画
素×4928画素に拡大して、画像信号Ｂ（２）を得た。次
に、前記画像信号Ｂ（２）を第１実施例と同様に銀塩フ
ィルム上にプリントし、ハードコピーCB（２）を得た。

一方、かかる第２実施例に対する比較例３として、前
記画像信号Ｏ（２）に対し、全画像信号にわたりキュー
ビック・コンボリューション補間を施して、画像サイズ
4096画素×4928画素に拡大した画像信号Ｒ（２）を得
て、この画像信号Ｒ（２）を、第１実施例と同様に銀塩
フィルム上に再生し、ハードコピーCR（２）を得た。

ここで、第２実施例のハードコピーCB（２）と、ニア
レスト・ネイバー補間のみを施した比較例１のハードコ
ピーCP（２）と、上記キュービック・コンボリューショ
ン補間のみを施した比較例３のハードコピーCR（２）と
の画質について、目視評価による比較を行ったところ、
表２に示すように、キュービック・コンボリューション
補間を高周波成分を多く含む領域のみ又は全域に用いた
CB（２）,CR（２）の画質はいずれも良好であったが、
全域ニアレスト・ネイバー補間のみを施した比較例１の
ハードコピーCP（２）の画質は著しく劣っていた。

これは、比較例１が、ニアレスト・ネイバー補間によ
り２倍拡大を行ったため、ハードコピーCP（２）におい
て人体画像上に２画素×２画素のブロックがモザイク状
に目立つことによる。また、各画像の処理に要した時間
は、第２実施例は、比較例１に対して長くなるものの、
画質として略同レベルである比較例３に対しては処理時
間の短縮が図れた。

従って、表２から明らかなように、第２実施例の補間
処理は、画質を損なうことなく処理時間を低減してお
り、総合して比較例よりも優れた処理方法である。

以上表1,表２から明らかなように、本実施例における
補間演算処理によると、診断に必要な画質を劣化させる
ことなく、処理時間を短縮することが可能である。

これは、高周波成分を含まない画像領域、即ち、診断
上の重要度の低い人体の外側の部分や人体内であっても
高周波数成分の少ない画像領域等を検出して、該領域に
対してはニアレスト・ネイバー補間のように次数の低
く、画質劣化の程度は大きいが処理速度の早い補間演算
処理を適用し、それ以外の領域については処理時間を要
するものの画質劣化を防げる高次の補間演算処理（ベル
・スプライン補間，キュービック・コンボリューション
補間，リニア補間など）を適用したためである。

特に、前記高次の補間演算処理としてベル・スプライ
ン補間，キュービック・コンボリューション補間など３
次以上の補間演算を使用した場合には、画質が良好なう
え、画像全体にわたり一様に３次以上の補間を施した場
合と比較した処理時間の短縮効果が高いので、好まし
い。

前記のように、空間周波数成分による画像の領域分け
は、上記実施例に示したように補間演算を行いながら逐
次的に行うか、或いは、空間周波数処理の演算と同時に
行うようにすれば、より処理時間の短縮が達成される。

尚、上記に示す各補間演算で用いるニアレスト・ネイ
バー補間，ベル−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 Interpolation of CT
Images」IEEE TRANSACTION ON MEDICAL IMAGING,VOL.M
I−2,NO.3,SEPTEMBER 1983、「Cubic Convolution for
Digital Image Processing IEEE TRANSACTION ON ACOUS
TICS,AND SIGNAL PROCESSING,VOL.ASSP−29,NO.6 1981
等参照」）。

また、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。

更に、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、単位矩形領域毎に画素データ
を平均化処理して求めた非鮮鋭画像と画素データとの差
分を演算し、前記差分の絶対値の総和を所定のブロック
単位に求め、前記総和に基づいて補間演算式を各ブロッ
ク単位で変更するようにしたので、画像情報が豊富で高
周波成分を多く含む領域では高次の補間演算を行わせ画
質を確保する一方、放射線の素抜け部などの画像情報が
少なく高周波成分を含まない領域では低次の補間演算に
行わせて処理時間の短縮を図ることができるから、補間
演算による画素数の変更処理において画質確保と処理時
間の短縮とを両立させることができ、特に病気診断用の
放射線画像では診断の効率が向上するという効果があ
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図は非鮮鋭マスク処理
による画像領域分割の例を示す状態図である。 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……比較部、25…
…補間ワーク、26……補間演算部、28A……非鮮鋭マス
ク処理部、28B……領域分割部

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、 単位矩形領域毎に画素データを平均化処理して求めた非
   鮮鋭画像と画素データとの差分を演算し、前記差分の絶
   対値の総和を所定のブロック単位に求め、前記総和に基
   づいて前記補間演算手段における補間演算式を各ブロッ
   ク単位で変更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。