JP2952519B2 - Radiation image gradation converter - Google Patents
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Landscapes
- Image Analysis (AREA)
- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
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- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Image Processing (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 〈産業上の利用分野〉 本発明は放射線画像の階調変換装置に関し、詳しく
は、撮影部位や被写体の違いによる有効画像信号幅の変
化に対応して最適な特性で階調変換を行なわせることが
できる放射線画像の階調変換装置に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION <Industrial application field> The present invention relates to a radiographic image gradation conversion device, and more specifically, to a radiation image gradation conversion device having an optimum characteristic corresponding to a change in an effective image signal width due to a difference in an imaging part or a subject. The present invention relates to a radiographic image gradation conversion apparatus capable of performing gradation conversion.
〈従来の技術〉 Χ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Χ線画像を得るために、被写体
を透過したΧ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。<Conventional technology> Radiation images such as X-ray images are widely used for diagnosing diseases, etc. In order to obtain these X-ray images, X-rays transmitted through a subject are applied to a phosphor layer (fluorescent screen). A so-called radiograph, which is obtained by irradiating a visible light to thereby generate a visible light and irradiating the visible light to a film using a silver salt in the same manner as a normal photograph and developing the film, has been conventionally used.
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。However, in recent years, a method has been devised for directly taking out an image from the phosphor layer without using a film coated with a silver salt.
この方法としては、被写体を透過した放射線を輝尽性
蛍光体に吸収せしめ、しかる後、この輝尽性蛍光体を例
えば光又は熱エネルギーで励起することによりこの輝尽
性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放
射線画像信号を得る方法がある。In this method, radiation transmitted through a subject is absorbed by a stimulable phosphor, and thereafter, the stimulable phosphor is excited by, for example, light or heat energy, whereby the stimulable phosphor is absorbed by the absorption. There is a method in which accumulated radiation energy is emitted as fluorescent light, and the fluorescent light is photoelectrically converted to obtain a radiation image signal.
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。Specifically, for example, U.S. Pat.
JP-A-5-12144 discloses a radiation image conversion method using a stimulable phosphor and using visible light or infrared light as stimulating excitation light. In this method, radiation transmitted through a subject is applied to the stimulable phosphor layer of a radiation image conversion panel having a stimulable phosphor layer formed on a support, and radiation energy corresponding to the radiation transmittance of each part of the subject is accumulated. A latent image is formed by scanning the photostimulated layer with photostimulated excitation light to emit the accumulated radiation energy and convert it into light. An image signal is obtained.
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。The radiation image signal thus obtained may be used as it is or after being subjected to image processing, to a silver halide film, CRT
Etc. and visualized, but often digitized for computer image processing.
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。Further, the digitized radiation image signal is stored in an image storage device such as a semiconductor storage device, a magnetic storage device, an optical disk storage device, and a magneto-optical storage device. In some cases, it is output to a silver halide film, a CRT or the like and visualized.
ところで、上記のようにして得た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、階調処理などの画像処理を施し
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。By the way, when the radiation image signal obtained as described above is reproduced, the density of the region of interest (the region including the image portion necessary for diagnosis for medical use) in the reproduced image is to be made constant and the human body In order to output shadows of structures and lesions more easily, they are subjected to image processing such as gradation processing, and then output to a CRT or the like for visualization and used for diagnosis.
〈発明が解決しようとする課題〉 しかしながら、階調処理を施す場合、単一の階調変換
テーブルに基づいて階調変換を行ったのでは、被写体で
ある人体における撮影部位や人体の体格などの条件によ
って有効画像信号幅（被写体の透過線量の分布幅）が変
化するので、再生画像のコントラストや濃度にばらつき
が発生してしまうという問題がある。<Problems to be Solved by the Invention> However, when performing gradation processing, if gradation conversion is performed based on a single gradation conversion table, the photographed part of the human body as a subject or the physique of the human body, etc. Since the effective image signal width (the distribution width of the transmitted dose of the subject) changes depending on the condition, there is a problem that the contrast and the density of the reproduced image vary.
即ち、予め設定された階調変換テーブルにおいて、望
まれる出力信号範囲に対応する有効入力信号範囲に対し
て、実際に入力される画像信号の幅が狭い場合には、再
生側への出力信号範囲を有効に用いることができなくな
ってコントラストを充分に確保することができなくな
り、また、有効画像信号幅が広い画像の場合には、前記
有効入力信号範囲を外れたところの関心領域の濃淡が潰
れてしまうなどの問題が発生し、観察読影に不的確な画
像として再生されてしまうものである。That is, in the preset gradation conversion table, if the width of the actually input image signal is narrower than the effective input signal range corresponding to the desired output signal range, the output signal range to the reproduction side Cannot be used effectively, and a sufficient contrast cannot be ensured. In the case of an image having a wide effective image signal width, the density of the region of interest outside the effective input signal range is reduced. This causes a problem that the image is reproduced as an incorrect image for observation and interpretation.
かかる問題点を解消するために、特開昭58−67240号
公報等に開示される方法では、観察読影のための可視画
像を得る読み取り操作（以下、「本読み」という。）に
先立って、該本読みにおいて用いられる輝尽励起光のエ
ネルギーよりも低いエネルギーの輝尽励起光を用いて輝
尽性蛍光体に蓄積記録されている放射線画像情報を抽出
するための読取り操作（以下、「先読み」という。）を
行い、この先読みで得られた画像情報に基づいて本読み
における読取りゲインを調整することで、有効画像信号
幅を揃えて観察読影適性に優れた画像を得るようにして
いる。In order to solve such a problem, in a method disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 58-67240 or the like, prior to a reading operation for obtaining a visible image for observation and interpretation (hereinafter, referred to as “main reading”), A reading operation for extracting radiation image information stored and recorded in a stimulable phosphor using stimulating excitation light having an energy lower than the energy of the stimulating excitation light used in the present reading (hereinafter referred to as “read ahead”) .), And by adjusting the reading gain in the main reading based on the image information obtained in the pre-reading, the effective image signal width is made uniform to obtain an image excellent in observation and reading suitability.
しかしながら、上記のような先読みを行わせる場合に
は、本読み時に対して輝尽励起光のエネルギーを絞った
り、輝尽励起光のスポット径を大きくするなどして、輝
尽性蛍光体に蓄積されている放射線エネルギーの低下を
抑止する必要があり、読み取り装置の制御・構成が複雑
になってしまうという問題があると共に、先読みで得ら
れる輝尽発光が微弱となるから、高い精度での画像情報
の抽出が行えず、また、先読みによって本読み時の放射
線エネルギーの低下が避けられず、本読みの感度が低下
するという問題があった。However, when the pre-reading is performed as described above, the energy of the stimulating excitation light is reduced compared to the time of the main reading, or the spot diameter of the stimulating excitation light is increased, so that the light is accumulated in the stimulable phosphor. It is necessary to suppress the decrease in radiation energy, which complicates the control and configuration of the reading device. In addition, the stimulated emission obtained by pre-reading becomes weak, so that image information with high accuracy can be obtained. In addition, there is a problem that the readout cannot be performed, the radiation energy at the time of the main reading is inevitably reduced by the pre-reading, and the sensitivity of the main reading is lowered.
更に、上記のように先読みによって得た情報から本読
みの読取りゲインを調整して、有効画像信号幅を揃える
代わりに、読み取られた放射線画像における有効画像信
号幅に合わせて、階調変換テーブルの変換曲線を変換テ
ーブルに入力信号−出力信号（光学濃度）の座標系にお
いて回転させることで、再生側の信号幅を有効に用いた
階調変換が行えるようにしたものがある（特開昭59−83
149号公報参照）。Further, instead of adjusting the read gain of the main reading from the information obtained by the pre-reading as described above to make the effective image signal width uniform, the conversion of the gradation conversion table is performed according to the effective image signal width in the read radiation image. There is a conversion table in which a gradation conversion can be performed by effectively using a signal width on a reproduction side by rotating a curve in a coordinate system of an input signal and an output signal (optical density) (Japanese Patent Laid-Open No. 59-1984). 83
No. 149).
しかしながら、上記のように変換特性の曲線を回転さ
せるには、演算処理に時間を要するという問題があると
共に、有効画像信号幅の大幅な変化には対応できず、ま
た、コントラスト特性を撮影部位に応じて細かく適合さ
せることができないなどの問題がある。However, rotating the curve of the conversion characteristic as described above has a problem that it takes time for the arithmetic processing, cannot cope with a large change in the effective image signal width, and has a contrast characteristic for the imaging region. There is a problem that it cannot be adapted finely depending on the situation.
本発明は上記問題点に鑑みなされたものであり、撮影
部位や被写体の違いなどがあっても、再生側への出力信
号範囲を有効に用いて関心領域の階調変換を所望の特性
で自動的に施すことができる放射線画像の階調変換装置
を提供することを目的とする。The present invention has been made in view of the above problems, and even when there is a difference in a photographed part or a subject, the gradation conversion of a region of interest is automatically performed with desired characteristics by effectively using an output signal range to a reproduction side. It is an object of the present invention to provide a radiographic image gradation conversion device that can be applied in a targeted manner.
〈課題を解決するための手段〉 そのため本発明にかかる放射線画像の階調変換装置
は、第１図に示すように構成される。<Means for Solving the Problems> Therefore, the radiographic image gradation conversion apparatus according to the present invention is configured as shown in FIG.
画像設定手段は、放射線画像の撮影部位と有効画像信
号幅とを設定する。また、階調変換テーブル記憶手段
は、有効画像信号幅の違いに対応する複数の階調変換テ
ーブルからなる階調変換テーブル群を、撮影部位毎に複
数種記憶しており、階調変換テーブル選択手段は、前記
放射線画像の撮影部位に基づいて前記複数種の階調変換
テーブル群から１つの階調変換テーブル群を選択し、次
いで、前記放射線画像の有効画像信号幅に基づいて、前
記選択した階調変換テーブル群に含まれる複数の階調変
換テーブルのうちの１つを選択する。The image setting means sets a radiographic image capturing region and an effective image signal width. Further, the tone conversion table storage means stores a plurality of tone conversion table groups each including a plurality of tone conversion tables corresponding to the difference in the effective image signal width for each imaging part. The means selects one gradation conversion table group from the plurality of types of gradation conversion tables based on the imaging region of the radiation image, and then selects the selected gradation conversion table based on the effective image signal width of the radiation image. One of a plurality of gradation conversion tables included in the gradation conversion table group is selected.
そして、階調変換手段は、上記階調変換テーブル選択
手段で選択された階調変換テーブルに基づいて放射線画
像信号を階調変換する。Then, the gradation conversion means performs gradation conversion of the radiation image signal based on the gradation conversion table selected by the gradation conversion table selection means.
〈作用〉 かかる構成によると、撮影部位と有効画像信号幅とに
基づいて、予め複数記憶されている階調変換テーブルの
中から１つが選択され、この選択された階調変換テーブ
ルに基づいて階調変換がなされる。<Operation> According to this configuration, one of a plurality of previously stored gradation conversion tables is selected based on the imaging region and the effective image signal width, and a gradation conversion table is selected based on the selected gradation conversion table. Tone conversion is performed.
ここで、撮影部位からは、撮影部位に応じたコントラ
ストの特性要求を判別することが可能であり、更に、有
効画像信号幅から、実際の有効画像信号幅に対応した階
調変換テーブルを選択できる。Here, it is possible to determine a contrast characteristic request according to the imaging region from the imaging region, and further, it is possible to select a gradation conversion table corresponding to the actual effective image signal width from the effective image signal width. .
〈実施例〉 以下に本発明の実施例を説明する。<Examples> Examples of the present invention will be described below.
一実施例を示す第２図は、本発明にかかる放射線画像
の階調変換装置を含む放射線画像再生装置の基本構成図
であり、医療用として人体の放射線撮影に適用した場合
の例を示す。FIG. 2 showing an embodiment is a basic configuration diagram of a radiographic image reproducing apparatus including a radiographic image tone conversion apparatus according to the present invention, and shows an example in which the present invention is applied to radiography of a human body for medical use.
ここで、放射線発生装置１は被写体（人体胸部等）２
に向けてΧ線などの放射線を照射する。被写体２を挟ん
で放射線発生装置１と対向する側には、輝尽性蛍光体プ
レート（放射線画像変換パネル）３が備えられており、
この輝尽性蛍光体プレート３は放射線発生装置１からの
照射放射線量に対する被写体２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記録し、そこに被写体２
の潜像を形成する。Here, the radiation generator 1 is a subject (a human chest, etc.) 2
Irradiation such as X-rays toward. A stimulable phosphor plate (radiation image conversion panel) 3 is provided on a side facing the radiation generator 1 with the subject 2 interposed therebetween.
The stimulable phosphor plate 3 accumulates and records in the stimulable layer the energy according to the radiation transmittance distribution of the subject 2 with respect to the irradiation radiation amount from the radiation generator 1, and stores the energy of the subject 2 there.
Is formed.
前記輝尽性蛍光体プレート３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断若しく
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。The stimulable phosphor plate 3 has a stimulable layer provided on the support by vapor deposition of the stimulable phosphor or application of a stimulable phosphor paint. And is covered or covered by a protective member to prevent damage. As the stimulable phosphor material, for example,
Materials such as those disclosed in JP-A-61-72091 or JP-A-59-75200 are used.
一方、上記のようにして被写体の放射線画像情報が蓄
積記録された尽性蛍光体プレート３からの画像情報の読
み取りは以下のように行われる。On the other hand, reading of the image information from the stimulable phosphor plate 3 in which the radiation image information of the subject is stored and recorded as described above is performed as follows.
即ち、輝尽励起光源（ガスレーザ，固体レーザ，半導
体レーザ等）４は、出射強度が制御された励起光ビーム
を発生し、その励起光ビームは、被写体の放射線画像情
報が蓄積記録された前記輝尽性蛍光体プレート３を走査
し、輝尽性蛍光体プレート３が蓄積している放射線エネ
ルギー（潜像）を蛍光（輝尽発光）として放射せしめ
る。That is, the stimulating excitation light source (gas laser, solid-state laser, semiconductor laser, or the like) 4 generates an excitation light beam whose emission intensity is controlled. The stimulable phosphor plate 3 is scanned, and the radiation energy (latent image) accumulated in the stimulable phosphor plate 3 is emitted as fluorescence (stimulated luminescence).
光電変換装置５は、前記輝尽性蛍光体プレート３を励
起光ビームで走査して放射された蛍光（輝尽発光）を、
該蛍光（輝尽発光光）のみを通過させるフィルタ６を介
して受光して、入射光に対応した電流信号に画素毎に光
電変換して、画素毎の放射線画像信号を得る。The photoelectric conversion device 5 scans the stimulable phosphor plate 3 with an excitation light beam and emits fluorescence (stimulated light emission).
The light is received through a filter 6 that allows only the fluorescence (stimulated light) to pass therethrough, and is photoelectrically converted for each pixel into a current signal corresponding to the incident light to obtain a radiation image signal for each pixel.
前記光電変換装置５で光電的に読み取られたアナログ
放射線画像信号は、図示しないA/D変換器で逐次A/D変換
されて、デジタル放射線画像信号として画像処理装置７
に出力される。該画像処理装置７では、デジタル放射線
画像信号に対して各種の画像処理（階調処理，周波数処
理等）を施すことで診断に適した形としてから放射線画
像再生装置８に出力する。The analog radiation image signal photoelectrically read by the photoelectric conversion device 5 is sequentially A / D-converted by an A / D converter (not shown), and is converted into a digital radiation image signal by the image processing device 7.
Is output to The image processing apparatus 7 performs various image processing (gradation processing, frequency processing, and the like) on the digital radiation image signal, and outputs the digital radiation image signal to the radiation image reproducing apparatus 8 in a form suitable for diagnosis.
放射線画像再生装置８は、プリンタやCRT等のモニタ
であり、画像処理装置７で処理されたデジタル放射線画
像信号を入力し、撮影された放射線画像をハードコピー
又は再生画面として可視化する。The radiation image reproducing device 8 is a monitor such as a printer or a CRT, inputs the digital radiation image signal processed by the image processing device 7, and visualizes the captured radiation image as a hard copy or a reproduction screen.
尚、放射線画像再生装置８と共に、又は、放射線画像
再生装置８の代わりに、半導体記憶装置などの記憶装置
（ファイリングシステム）を設けて、読み取った放射線
画像信号を保存するように構成しても良い。In addition, a storage device (filing system) such as a semiconductor storage device may be provided together with the radiation image reproducing device 8 or instead of the radiation image reproducing device 8 to store the read radiation image signal. .
ここで、前記画像処理装置７は詳細には第３図に示す
よう構成され、かかる構成によって本発明にかかる階調
変換処理が施されるようになっている。尚、画像処理装
置７では階調変換処理の他に、周波数処理，拡大・縮
小，移動などの各種画像処理を施す場合があるが、本実
施例では、階調処理についてのみ述べる。Here, the image processing device 7 is configured in detail as shown in FIG. 3, and the gradation conversion processing according to the present invention is performed by such a configuration. The image processing apparatus 7 may perform various types of image processing such as frequency processing, enlargement / reduction, and movement in addition to the gradation conversion processing. In this embodiment, only the gradation processing will be described.
第３図において、光電変換装置５から逐次送られるデ
ジタル放射線画像信号は、画像設定手段としての輪郭解
析部11及びヒストグラム解析部12にそれぞれ入力され
る。In FIG. 3, digital radiation image signals sequentially sent from the photoelectric conversion device 5 are input to a contour analysis unit 11 and a histogram analysis unit 12 as image setting means.
輪郭解析部11では、入力された放射線画像の輪郭を信
号の微分値などに基づいて求め、該輪郭に基づいて画像
認識を行い、撮影された部位（例えば人体胸部，腹部な
ど）を判別する。The contour analysis unit 11 obtains the contour of the input radiographic image based on the differential value of the signal and the like, performs image recognition based on the contour, and determines the photographed part (for example, the human chest and abdomen).
一方、ヒストグラム解析部12では、入力信号に基づい
て第４図に示すようなヒストグラムを作成し、かかるヒ
ストグラムから入力された放射線画像における有効画像
信号幅を求める。前記有効画像信号幅は、被写体の透過
線量の分布に対応する信号範囲であり、第４図に示すよ
うな人体の胸部画像におけるヒストグラムの場合、放射
線のスヌケ部に対応する信号範囲を除く信号レベルの最
大値から最小値まで（図中斜線部）の幅である。On the other hand, the histogram analyzer 12 creates a histogram as shown in FIG. 4 based on the input signal, and obtains an effective image signal width in the input radiation image from the histogram. The effective image signal width is a signal range corresponding to the distribution of the transmitted dose to the subject. In the case of a histogram in a chest image of a human body as shown in FIG. 4, the signal level excluding the signal range corresponding to the snake portion of radiation is used. Is the width from the maximum value to the minimum value (shaded area in the figure).
そして、階調変換テーブル選択手段としての階調変換
テーブル選択部13では、前記輪郭解析部11及びヒストグ
ラム解析部12でそれぞれ求められた撮影部位及び有効画
像信号幅の情報を元に、予め階調変換テーブル記憶部
（階調変換テーブル記憶手段）14に記憶されている相互
の特性の異なる複数種の階調変換テーブルの中から最適
な変換テーブルを選択する。A gradation conversion table selecting unit 13 as a gradation conversion table selecting unit preliminarily calculates a gradation based on the information of the imaging part and the effective image signal width obtained by the contour analysis unit 11 and the histogram analysis unit 12, respectively. An optimum conversion table is selected from a plurality of types of gradation conversion tables having different characteristics stored in a conversion table storage unit (gradation conversion table storage means) 14.
前記階調変換テーブル記憶部14には、撮影部位によっ
て要求される階調変換特性が異なることに対応して予め
設定された撮影部位毎の変換テーブルの集合（同じ有効
画像信号幅に対して特性を第６図に示すように撮影部位
に応じて変化させてある変換テーブル群）が記憶されて
おり、該撮影部位毎の変換テーブル集合は、それぞれ被
写体の体格の違いなどによる有効画像信号幅の違いに対
応して、望まれる出力信号範囲Q1〜Q2に対応する有効入
力信号範囲が異なる複数のテーブル（第５図参照）によ
って構成されている。The gradation conversion table storage unit 14 stores, in advance, a set of conversion tables for each imaging region (corresponding to the same effective image signal width) in correspondence with the required gradation conversion characteristics depending on the imaging region. Are converted according to the imaging region as shown in FIG. 6), and the conversion table set for each imaging region includes the effective image signal width due to the difference in the physique of the subject. Corresponding to the difference, the effective input signal range corresponding to the desired output signal range Q 1 to Q 2 is constituted by a plurality of different tables (see FIG. 5).
従って、階調変換テーブル選択部13では、まず、輪郭
解析部11で判定された撮影部位に対応する撮影部位毎の
変換テーブル集合（階調変換テーブル群）を選択し、更
に、この集合の中から前記求められた有効画像信号幅に
近似する有効入力信号範囲である変換テーブルを選択す
ることになる。Therefore, the gradation conversion table selection unit 13 first selects a conversion table set (gradation conversion table group) for each imaging part corresponding to the imaging part determined by the contour analysis unit 11, and further selects the conversion table set in this set. Then, a conversion table which is an effective input signal range approximating the obtained effective image signal width is selected.
例えば、第５図において、望まれる出力信号範囲がQ1
〜Q2であるとすると、階調変換テーブルI,II,IIIは、出
力信号範囲の最大値Q2に対応する入力信号値が異なり、
その有効入力信号範囲はＩ＞II＞IIIとなっており、例
えば図に示すS1〜S2を有効画像信号幅とする画像信号が
入力された場合には、最も近い有効入力信号範囲である
階調変換テーブルＩが選択されることになる。For example, in FIG. 5, the desired output signal range is Q 1
When a to Q 2, gradation conversion table I, II, III are of different input signal value corresponding to the maximum value Q 2 of the output signal range,
The effective input signal range is I>II> III. For example, when an image signal having an effective image signal width of S 1 to S 2 shown in the drawing is input, it is the closest effective input signal range. The gradation conversion table I is selected.
上記のようにして撮影部位及び有効画像信号幅に基づ
いて階調変換に用いる階調変換テーブルが階調変換テー
ブル選択部13で選択されると、階調変換手段としての階
調処理部15では前記選択された階調変換テーブルを用い
て光電変換装置５から入力された放射線画像信号を階調
変換する。When the gradation conversion table used for gradation conversion is selected by the gradation conversion table selection unit 13 based on the imaging region and the effective image signal width as described above, the gradation processing unit 15 as the gradation conversion unit The radiation image signal input from the photoelectric conversion device 5 is subjected to gradation conversion using the selected gradation conversion table.
そして、階調変換された放射線画像信号については、
放射線画像再生装置８に送られて、ハードコピー又はCR
T上の再生画面として可視化される。このとき、上記の
可視化と同時に、又は、可視化処理に代わって階調変換
処理された放射線画像信号を記憶装置に保存させても良
い。Then, for the radiation image signal whose gradation has been converted,
It is sent to the radiation image reproducing device 8 and hard copy or CR
Visualized as a playback screen on T. At this time, the radiation image signal subjected to the gradation conversion processing may be stored in the storage device at the same time as the visualization or instead of the visualization processing.
このように、撮影部位及び有効画像信号幅に対応する
階調変換テーブルを自動的に選択して用いるから、撮影
部位毎に要求に対応したコントラスト特性でも、然も、
被写体の体格などの違いにより有効画像信号幅が変化し
ても再生側の信号範囲を有効に用いて一定したコントラ
スト・濃度の再生画像を得ることができる階調処理を施
すことができるものであり、また、かかる適性な階調処
理を施すために、輝尽性蛍光体プレート３から放射線画
像を２度に分けて読み取るなどの複雑で時間を要する処
理を行う必要がなく、更に、広範囲な有効画像信号幅の
変化に対応することが容易である。階調変換テーブルの
選択に際しては、ヒストグラムの幅が極端に狭い場合或
いは広い場合に対応して、望まれる出力信号範囲に対し
て極端に有効入力信号範囲の狭い階調テーブルや極端に
有効入力信号範囲の広い階調テーブルを用いることは好
ましくない。このため、ヒストグラム幅の最小・最大を
予め設定しておき、この最小から最大までのヒストグラ
ム幅の範囲を複数段に分け、それぞれの段階に対応する
階調変換テーブルを設けており、前記最小幅よりも実際
の幅が小さい場合には、最小幅に対応する階調変換テー
ブルを選択させ、また、前記最大幅よりも実際の幅が広
い場合には、最大幅に対応する階調変換テーブルを選択
させるようにすることが好ましい。As described above, since the gradation conversion table corresponding to the imaging region and the effective image signal width is automatically selected and used, the contrast characteristics corresponding to the request for each imaging region,
Even if the effective image signal width changes due to a difference in the physique of the subject, etc., gradation processing can be performed so that a reproduced image with a constant contrast and density can be obtained by effectively using the signal range on the reproduction side. In addition, in order to perform such an appropriate gradation process, there is no need to perform a complicated and time-consuming process such as reading a radiation image from the stimulable phosphor plate 3 in two steps. It is easy to respond to changes in the image signal width. When selecting the gradation conversion table, corresponding to the case where the width of the histogram is extremely narrow or wide, the gradation table or the extremely effective input signal range in which the effective input signal range is extremely narrow with respect to the desired output signal range. It is not preferable to use a gradation table having a wide range. Therefore, the minimum and maximum of the histogram width are set in advance, the range of the histogram width from the minimum to the maximum is divided into a plurality of stages, and a gradation conversion table corresponding to each stage is provided. If the actual width is smaller than the maximum width, the user selects the gradation conversion table corresponding to the minimum width, and if the actual width is wider than the maximum width, the gradation conversion table corresponding to the maximum width is selected. It is preferable to make the selection.
また、撮影部位毎に複数の階調変換テーブルを予め設
定しておいて、撮影部位の情報をボタン操作などによっ
て手動で入力させるようにし、この手動操作で支持され
た撮影部位に対応する複数の階調変換テーブルの中か
ら、実際の有効画像信号幅に対応するものを選択させる
ようにしても良い。Also, a plurality of gradation conversion tables are set in advance for each imaging region, and information on the imaging region is manually input by button operation or the like, and a plurality of gradation conversion tables corresponding to the imaging region supported by the manual operation are set. The one corresponding to the actual effective image signal width may be selected from the gradation conversion tables.
尚、実際の画像の有効画像信号幅は、必ずしも画像信
号の最大〜最小値として捉える必要はなく、階調変換テ
ーブルを選択するための基準となれば良いので、例えば
胸部撮影時における肺野と心臓部とのように画像中の複
数の特定ポイントの信号レベルをサンプリングさせるよ
うにしても良い。Note that the effective image signal width of the actual image does not necessarily need to be considered as the maximum value to the minimum value of the image signal, and may be a reference for selecting a gradation conversion table. The signal levels at a plurality of specific points in the image, such as the heart, may be sampled.
また、階調変換テーブルの選択に当たっては、階調変
換テーブルにおける有効入力信号範囲と出力信号範囲と
の比と、実際の有効画像信号幅と階調変換テーブルの出
力信号範囲との比との比較によって行わせるようにする
こともできる。In selecting the gradation conversion table, the ratio between the effective input signal range and the output signal range in the gradation conversion table is compared with the ratio between the actual effective image signal width and the output signal range in the gradation conversion table. It can also be made to be performed by.
更に、本実施例では、撮影部位の判定において、輪郭
解析を行わせるようにしたが、ヒストグラムやプロファ
イルの特徴に基づいて撮影部位を判定させるようにして
も良い。また、撮影部位の判定や有効画像信号幅を求め
るためのヒストグラムの作成において、オリジナルの画
像信号を全て用いる必要はなく、間引いた画像データ
（間引きの割合は、全画素数の1/16〜1/64が好まし
い。）に基づいて撮影部位及び有効画像信号幅の判定を
行わせるようにすれば良い。Further, in the present embodiment, the contour analysis is performed in the determination of the imaging region. However, the imaging region may be determined based on the characteristics of the histogram and the profile. Further, in the determination of the imaging region and the creation of the histogram for obtaining the effective image signal width, it is not necessary to use all the original image signals, and the thinned image data (the thinning ratio is 1/16 to 1 of the total number of pixels). / 64 is preferable), the determination of the imaging region and the effective image signal width may be performed.
また、放射線画像信号を得る手段は、本実施例の輝尽
性蛍光体プレート３を用いたシステムに限らず、放射線
画像情報が露光されたフィルムの透過光を検出して放射
線画像信号を得るシステムや、被写体の通過線量を直接
電気信号に変換するシステムであっても良い。The means for obtaining a radiation image signal is not limited to the system using the stimulable phosphor plate 3 of the present embodiment, but a system for detecting a transmitted light of a film on which radiation image information is exposed to obtain a radiation image signal. Alternatively, a system that directly converts a passing dose of a subject into an electric signal may be used.
また、撮影部位の濃度を合わせるために、予め設定さ
れている階調変換テーブルを入力信号値方向に平行移動
させて用いるようにしても良い。Further, in order to adjust the density of the photographing site, a preset gradation conversion table may be used by moving in parallel in the input signal value direction.
〈発明の効果〉 以上説明したように本発明によると、撮影部位や有効
画像信号幅が変化しても、該変化に対応して適性な階調
変換テーブルを自動的に選択して階調変換を施すことが
できるから、撮影部位によるコントラスト要求特性に対
応でき、また、被写体の違いによる有効画像信号幅の違
いによってコントラスト・濃度にばらつきが発生するこ
とが防止でき、読影適性に優れた再生画像を得ることが
できるという効果がある。<Effects of the Invention> As described above, according to the present invention, even if the imaging region or the effective image signal width changes, an appropriate gradation conversion table is automatically selected according to the change to perform the gradation conversion. Can be used to meet the required contrast characteristics depending on the part to be photographed. Also, it is possible to prevent variations in contrast and density due to differences in the effective image signal width due to differences in subjects, and to provide a reproduced image with excellent readability. Is obtained.
また、本読みに先立って行われる先読みを必要とせず
に上記のような効果を得ることができるので、読み取り
時間を短くできると共に、演算時間を要する階調変換テ
ーブルの回転操作などが不要であって処理時間の短縮及
び演算負担の軽減を図れる。更に、階調変換テーブルの
回転操作では対応できない入力信号幅の大きな変化にも
対応できるという効果もある。Further, since the above-described effect can be obtained without the need for the pre-reading performed prior to the main reading, the reading time can be shortened, and the rotation operation of the gradation conversion table which requires the calculation time is unnecessary. It is possible to reduce the processing time and the calculation load. Further, there is an effect that it is possible to cope with a large change in the input signal width which cannot be handled by the rotation operation of the gradation conversion table.
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ける画像処理装置の詳細を示すブロ
ック図、第４図は人体胸部画像におけるヒストグラムの
一例を示す線図、第５図及び第６図はそれぞれ同上実施
例において予め記憶される階調変換テーブルの特性を示
す線図である。 １……放射線発生装置、２……被写体 ３……輝尽性蛍光体プレート、４……輝尽励起光源 ５……光電変換装置、７……画像処理装置 ８……放射線画像再生装置、11……輪郭解析部 12……ヒストグラム解析部、13……階調変換テーブル選
択部、14……階調変換テーブル記憶部 15……階調処理部FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of the present invention, FIG. 2 is a system block diagram showing one embodiment of the present invention, and FIG.
FIG. 4 is a block diagram showing details of an image processing apparatus in the illustrated system, FIG. 4 is a diagram showing an example of a histogram of a human chest image, and FIGS. 5 and 6 are each a gradation conversion stored in advance in the above embodiment. FIG. 3 is a diagram illustrating characteristics of a table. DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Radiation generator, 2 ... Subject 3 ... Stimulable phosphor plate 4, 4 ... Stimulated excitation light source 5 ... Photoelectric conversion device, 7 ... Image processing device 8 ... Radiation image reproducing device, 11 ...... Contour analysis unit 12 ... Histogram analysis unit 13 ... Tone conversion table selection unit 14 ... Tone conversion table storage unit 15 ... Tone processing unit
フロントページの続き (56)参考文献 特開 平１−95371（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−262141（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) G03B 42/02 Continuation of the front page (56) References JP-A-1-95371 (JP, A) JP-A-63-262141 (JP, A) (58) Fields investigated (Int. Cl. 6 , DB name) G03B 42 / 02
Claims (1)
を設定する画像設定手段と、 有効画像信号幅の違いに対応する複数の階調変換テーブ
ルからなる階調変換テーブル群を、撮影部位毎に複数種
記憶した階調変換テーブル記憶手段と、 前記放射線画像の撮影部位に基づいて前記複数種の階調
変換テーブル群から１つの階調変換テーブル群を選択
し、次いで、前記放射線画像の有効画像信号幅に基づい
て、前記選択した階調変換テーブル群に含まれる複数の
階調変換テーブルのうちの１つを選択する階調変換テー
ブル選択手段と、 該階調変換テーブル選択手段で選択された階調変換テー
ブルに基づいて放射線画像信号を階調変換する階調変換
手段と、 を含んで構成されたことを特徴とする放射線画像の階調
変換装置。An image setting means for setting a radiographic image capturing region and an effective image signal width, and a tone conversion table group comprising a plurality of tone conversion tables corresponding to differences in the effective image signal width, A plurality of tone conversion table storage means for storing a plurality of tone conversion table groups for each of the plurality of tone conversion table groups based on an imaging region of the radiation image; Gradation conversion table selecting means for selecting one of a plurality of gradation conversion tables included in the selected gradation conversion table group based on the effective image signal width; and selecting by the gradation conversion table selecting means And a gradation conversion means for performing gradation conversion of the radiation image signal based on the gradation conversion table thus obtained.
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