JP4830564B2 - 医用画像システム - Google Patents

Description

本発明は、被写体の胸部を撮影して胸部画像を得、これを表示する医用画像システムに関する。

近年、人体に入り込んだアスベストが塵肺や中皮種等の重得な疾病を誘起するとして問題となっている。このため、患者の胸部Ｘ線画像を撮影し、このＸ線画像から人体内のアスベストの有無を検出するための検査が行われている。アスベストの検出により、迅速な処置（治療、予防措置）につなげ、発病を抑制することが期待される。

しかし、通常の検査で行われる一般的なＸ線の撮影方法では、アスベストのような直径約１０μｍ以下の微細な構造物を可視画像化することは困難である。仮に、可視画像化できたとしても視認性が低く、医師が観察（判別）できないことが多い、これは、Ｘ線撮影で使用される画像検出器の空間解像度よりも撮影対象の構造物のサイズが小さいためである。

上記アスベストのような微小な対象物を精細に観察可能なＸ線画像を得るためには、拡大撮影が有効である。拡大撮影は、Ｘ線管の焦点径、Ｘ線管から被写体までの距離、被写体から画像検出器までの距離を所定の関係とすることにより、実際の被写体のサイズよりも拡大されたＸ線画像を得る方法である。

従来から、このような拡大撮影と腹部等を撮影対象とする一般的な通常撮影とを切替可能な撮影システムが開示されている（例えば、特許文献１参照）。
特開２００５−２７０２０１号公報

撮影画像は読影時に視認性が良くなるように階調処理、鮮鋭性調整処理等の各種の画像処理がなされた後に表示されることが多い。
しかしながら、拡大撮影ではその撮影方法の違いから通常撮影とは異なる濃度特性の画像が得られるため、通常撮影と同様の画像処理を行ったとしてもアスベストの視認性が向上するわけではない。
従って、従来通り一律に同じ画像処理を施していたのでは、その処理画像を医師に提供しても医師のアスベスト陰影の読影作業の効率化は望めないと思われる。

本発明の課題は、撮影画像におけるアスベスト陰影を医師が容易にかつ効率的に判別することができるように撮影画像の表示を行うことである。

請求項１に記載の発明は、医用画像システムにおいて、
第１のＸ線管を用いて被写体の胸部全体を撮影する通常撮影と、前記第１のＸ線管よりも焦点径の小さい第２のＸ線管を用いて胸部の一部を撮影する位相コントラスト拡大撮影とを切替えて撮影を行う撮影手段と、
前記通常撮影により撮影された胸部の全体画像及び前記位相コントラスト拡大撮影により撮影された胸部の部分画像のデータを生成するデータ生成手段と、
前記全体画像に対し、第１の条件で階調変換処理を行って、読影用の全体画像を生成する手段と、
前記部分画像に対し、階調変換特性の直線部分の傾きが前記第１の条件よりも大きい第２の条件で階調変換処理を行って、アスベスト検出用の部分画像を生成する手段と、
画像表示を行うための表示手段と、
前記読影用の全体画像及び前記アスベスト検出用の部分画像を、位置関係を関連づけて前記表示手段に表示させる制御手段と、
を備えることを特徴とする。

請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の医用画像システムにおいて、
前記データ生成手段により生成された部分画像に対し前記第１の条件で階調変換処理を行って、読影用の部分画像を生成する手段と、
前記読影用の部分画像を、前記アスベスト検出用の部分画像と切り替えて前記表示手段に表示させる手段と、を備えることを特徴とする。

請求項３に記載の発明は、請求項１又は２に記載の医用画像システムにおいて、
前記アスベスト検出用の部分画像を生成する手段は、前記データ生成手段により生成された部分画像に対し、前記第２の条件で階調変換処理を行うとともに、階調反転処理を行ってアスベスト検出用の部分画像を生成することを特徴とする。

請求項４に記載の発明は、請求項１〜３の何れか一項に記載の医用画像システムにおいて、
前記第１の条件における階調変換特性の直線部分の傾きは、２．５〜４．０の範囲であり、
前記第２の条件における階調変換特性の直線部分の傾きは、２０以上であることを特徴とする。

本発明によれば、医師は全体画像と部分画像を比較しながら読影することが可能となる。部分画像は、拡大撮影手法の一種である位相コントラスト撮影を採用し、位相コントラスト効果（エッジ効果）を有するため、全体画像よりも、吸引されたアスベストや人体構造物等の陰影の辺縁が明瞭となっている。また、第２の条件により階調変換処理を施すことにより、アスベスト陰影とその背景のコントラストを増大させて、微小なアスベスト陰影をも視認可能な画質とすることができる。よって、このような部分画像を全体画像と組み合わせて観察することにより、読影の効率化を図ることができる。医師はアスベスト陰影のような微小な陰影を目視で検出するにあたり、同一患者について全体的に、また部分的に拡大された画像を観察することができ、医師は容易にかつ効率的にアスベスト陰影の検出を行うことが可能となる。

まず、構成を説明する。
図１に、本実施形態におけるＸ線画像システム１００の構成を示す。
Ｘ線画像システム１００は、図１に示すように、撮影装置１０、画像処理装置２０、フィルム出力装置３０、画像サーバ４０、表示装置５０を備えて構成されており、各装置１０〜５０はネットワークＮを介して接続されている。ネットワークＮは、ＤＩＣＯＭ（Digital Imaging and Communication in Medicine）規格に準拠したＬＡＮ（Local Area Network）である。

Ｘ線画像システム１００では、撮影装置１０において被写体の胸部にＸ線を照射することによりＸ線画像のデジタルデータを生成すると、当該Ｘ線画像に対する各種画像処理を画像処理装置２０により施す。画像処理装置２０から出力された処理画像は画像サーバ４０に保存され、フィルム出力装置３０に出力されたり、或いは表示装置５０からの要求に応じて表示装置５０に出力される。

以下、各構成装置について説明する。
撮影装置１０は、図２に示すように、Ｘ線源２、画像生成装置３を備えて構成されており、Ｘ線源２から被写体Ｗに向けて照射したＸ線を画像生成装置３内の画像検出器３１で検出し、そのＸ線量に応じたＸ線画像のデジタルデータを生成するものである。

Ｘ線源２は、Ｘ線を発生させて被写体Ｗに向けて照射するものである。Ｘ線源２では２種類のＸ線源２１、２２（図３参照）が切替可能に設置されている。Ｘ線源２１は通常撮影用に準備された焦点径Ｄ１（μｍ）のＸ線管を有する。Ｘ線源２２は拡大撮影の１種である位相コントラスト撮影用に準備された焦点径Ｄ２（μｍ）のＸ線管を有する。撮影時には、Ｘ線源２１、２２を切り替えることにより、通常撮影及び拡大撮影を切り替えて撮影することが可能となっている。

ここで、通常撮影とは、図３に示すように被写体Ｗと接する位置に画像検出器３１を配置する撮影方法をいう。この場合、被写体Ｗを透過したＸ線を画像検出器３１ですぐに受けるので、そのＸ線画像はライフサイズ（被写体Ｗと同一サイズであることをいう）とほぼ等サイズとなる。

一方、拡大撮影とは、図３に示すように被写体Ｗと画像検出器３１間に距離を設ける撮影方法をいう。この場合、Ｘ線源２からコーンビーム状に照射されたＸ線は被写体Ｗを透過した後、なおコーンビーム状に画像検出器３１に入射するため、得られるＸ線画像はライフサイズに比して拡大されたサイズとなる。この拡大サイズの画像を拡大画像という。

拡大画像のライフサイズに対する拡大率Ｍは、Ｘ線源２から被写体Ｗまでの距離をＲ１、被写体Ｗから画像検出器３１までの距離をＲ２、Ｘ線源２から画像検出器３１までの距離をＲ３（Ｒ３＝Ｒ１＋Ｒ２）とすると、下記式（１）により求めることができる。
Ｍ＝Ｒ３／Ｒ１・・・（１）

拡大率Ｍは、距離Ｒ１及びＲ２を増減することにより調整が可能である。
撮影室内等、距離Ｒ３の設定に制限がある場合には、距離Ｒ３は固定し、その固定した距離Ｒ３の中で距離Ｒ１、Ｒ２の比率を変えればよい。

本実施形態においては、前述した拡大撮影において、特開２００１−９１４７９号公報等に開示されているような、Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３及び焦点径Ｄ２の設定を所定の範囲とせしめることで、被写体辺縁のエッジ強調効果が得られる位相コントラスト撮影を採用している。
位相コントラスト撮影で得られた位相コントラスト画像では、被写体Ｗの辺縁を通過することにより屈折したＸ線が被写体Ｗを介さずに通過したＸ線と重なり合い、重なった部分のＸ線強度が強くなる現象が生じる。一方で、屈折したＸ線の分だけ、被写体Ｗの辺縁内側の部分においてＸ線強度が弱くなる現象が生じる。そのため、被写体Ｗの辺縁を境にしてＸ線強度差が広がるエッジ強調作用（エッジ効果ともいう）が働き、辺縁部分が鮮鋭に描写された視認性の高いＸ線画像が得られることとなる。

Ｘ線源２が点線源であるとみなした場合、辺縁部分におけるＸ線強度は図４の実線で示すようなものとなる。図４に示すＥはエッジ強調の半値幅を示し、下記式（２）により求めることができる。半値幅Ｅはエッジの山−谷間の距離を示す。

しかし、医療現場や非破壊検査施設では、Ｘ線源としてクーリッジＸ線管（熱電子Ｘ線管ともいう）が広く使用されており、このクーリッジＸ線管では焦点径がある程度大きくなるため、理想的な点線源とみなすことができない。この場合、エッジ強調の半値幅Ｅが広がり、かつ強度が低下する幾何学的不鋭の現象が生じ、図４の点線で示すようなＸ線強度となる。この幾何学的不鋭はボケと呼ばれる。

ボケが生じた場合のエッジ強調の半値幅をＥＢとすると、ＥＢは下記式（３）から求めることができる。

式中、δ及びｒの定義は式２と同じである。
また、ＥＢはボケが無い場合のエッジ強調半値幅Ｅにボケの大きさを示すＢを加え、ＥＢ＝Ｅ＋Ｂで示される。

上述のように、Ｘ線源２の焦点径が小さいほど、ボケが減少し、得られるエッジ効果が大きくなる。よって、Ｄ１＞Ｄ２としてＸ線源２１、２２を準備し、微細なアスベスト陰影の拡大撮影時には通常撮影に用いられる焦点径Ｄ１よりもさらに小焦点径Ｄ２のＸ線源２２を用いるものである。

また、Ｘ線源２はその位置を上下左右に移動可能に構成されている。Ｘ線源２の位置を移動することにより、コーンビーム状に照射されるＸ線の照射中心位置（これをターゲットという）を自由に変更することができる。ターゲットは撮影により得られる撮影画像の中心位置となるものである。

図５（ａ）に示すように、胸部全体を撮影範囲とした通常撮影を行い、胸部の全体画像Ｔを得るとともに、その胸部の一部分Ｐ１、Ｐ２を撮影範囲とした拡大撮影を行う場合、ターゲットは図５（ｂ）に示すようなものとなる。

胸部全体を撮影する通常撮影では、図５（ｂ）に示すように胸部の中心（図中、中心は十字のマーカで示す）をターゲットとしてＸ線を照射していたのに対し、拡大撮影では拡大する部分の中心にターゲットを合わせる必要がある。このターゲットの変更に伴うＸ線源２の移動量及び移動方向は、通常撮影のターゲットを基準に相対的な位置関係で求めておくこととする。ターゲット位置の変更時には予め記憶された移動量、移動方向に応じてＸ線源２の位置が移動される。

例えば、通常撮影のターゲット位置の位置座標を原点（０、０）とすると、通常撮影から部分Ｐ１の拡大撮影に切り替える際には、現在位置（０、０）から部分Ｐ１の中心（ｘ１、ｙ１）の位置へターゲット位置が変更される。Ｘ線源２の移動量はＸ方向へｘ１、Ｙ方向へｙ１である。次に、部分Ｐ１の拡大撮影から部分Ｐ２の拡大撮影に切り替える際には、現在位置（ｘ１、ｘ２）から部分Ｐ２の中心（ｘ２、ｙ２）の位置へターゲット位置が変更される。Ｘ線源２の移動量はＸ方向へ（ｘ２−ｘ１）、Ｙ方向へ（ｙ２−ｙ１）である。

画像生成装置３は、図２に示すように画像検出器３１を含む撮影部３２、撮影制御を行うための本体部３３等を備えて構成されている。
撮影部３２は、画像検出器３１を内蔵し、撮影部位に合わせてその高さ位置を調整可能に構成されている。

画像検出器３１は照射されるＸ線を検出するものである。画像検出器３１としては、Ｘ線エネルギーを吸収、蓄積可能な揮尽性蛍光体プレートやＦＰＤ（Flat Panel Detector）等を適用することができる。揮尽性蛍光体プレートを適用する場合、当該揮尽性蛍光体プレートにレーザ光等の励起光を照射し、蛍光体プレートから出射される輝尽光を画像信号に光電変換する読取部が撮影部３２内に設けられる。読取部により生成された画像信号（アナログ信号）は本体部３３に出力される。

なお、画像検出器３１として蛍光体プレートが筐体に収容されたカセッテが用いられた場合には、カセッテ専用の読取装置を用いて画像信号の読取処理、デジタル化が行われることとなる。

一方、ＦＰＤは入射したＸ線量に応じて電気信号を生成する変換素子がマトリクス上に配設されたものであり、ＦＰＤ内で直接電気信号（アナログ）を生成する点で上記蛍光体プレートと異なる。ＦＰＤを適用した場合、ＦＰＤ内で生成された電気信号がサンプリングによりデジタル信号に変換され、本体部３３に出力される。

本体部３３はＸ線源２と接続されており、Ｘ線源２及び撮影部３２の撮影動作の制御操作を行うための操作部や、画像信号をデジタルデータに変換する等の各種信号処理、データ処理を行う処理部、画像生成装置３の各部を集中制御する制御部、他の外部装置と通信を行う通信部等を備えている。

本体部３３では、操作部を介してＸ線源２における管電圧、管電流等のＸ線の照射条件や照射タイミング等を指示操作することが可能であり、制御部ではこの指示操作に応じてＸ線源２、撮影部３２等の各部の動作を集中制御する。

画像処理装置２０は、撮影装置１０により生成された撮影画像に対し、各種画像処理を施すものである。画像処理装置２０は、図６に示すように、制御部２１ａ、操作部２２、表示部２３、通信部２４、記憶部２５、画像メモリ２６、画像処理部２７等を備えたコンピュータであり、画像処理プログラムと制御部２１ａとの協働により各種画像処理を実現するものである。

制御部２１ａは、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＲＡＭ（Random Access Memory）等からなり、記憶部２５に記憶された各種制御プログラムをＣＰＵにより読み出してＲＡＭに展開し、これらプログラムに従って各種演算や各部の集中制御を行う。

操作部２２は、マウスやキーボード等を備えてこれらの操作に応じた操作信号を生成し、制御部２１ａに出力する。
表示部２３は、ディスプレイを備えて制御部２１ａの制御に従って各種表示画面を表示する。

通信部２４は、ネットワークインターフェイスカード等の通信用インターフェイスを備え、ネットワークＮ上の外部装置と通信を行う。
記憶部２５は、制御部２１ａにおいて実行される各種プログラムや画像処理部２７において実行される画像処理プログラム、その実行に必要なパラメータやデータ等を記憶している。

画像メモリ２６は、画像処理対象の撮影画像や処理後の処理画像を記憶するためのメモリである。

画像処理部２７は、画像処理プログラムに従って各種画像処理を実行する。画像処理としては、前処理として照射野認識処理、関心領域の設定を行った後、階調変換処理、周波数強調処理、階調反転処理等の各種画像処理を施すことが可能である。また、画像処理部２７は、撮影画像或いは処理画像の画像解析を行うことにより、アスベスト陰影の候補領域を検出する検出処理を行う。

まず、撮影画像上に表れるアスベスト陰影の特徴について説明した後、各画像処理について説明する。
人体の構造物は、主にＣ、Ｈ、Ｏ、Ｃａ等の元素から構成されている一方、アスベストは主にＳｉ、Ｏ、Ｆｅ、Ｍｇ等の元素から構成されている。各構成元素とそのＸ線吸収率の関係は下記表１のようになる。

アスベストは、口から吸入され肺胞中に存在することが多い。肺胞構成元素は主にＣ、Ｈ、Ｏ、Ｎ等であり、アスベストの主成分であるＳｉとのＸ線吸収率を比較すると、その差は１０倍以上である。そのため、同一Ｘ線量が人体に照射された場合には画像検出器に到達するＸ線量の差も大きく、その撮影画像上におけるコントラスト（濃度差）も大きくなる。

また、人体の骨部はＸ線吸収率の大きいＣａの含有率が多いため、人体を透過しづらく、画像検出器に到達するＸ線量が減少する。アスベストの構成元素Ｓｉと比較すると、ＳｉのＸ線吸収率はＣａの１／３であり、アスベストと肺胞のコントラストは、骨と肺胞のコントラストより小さいことが分かる。

従来から胸部を撮影したＸ線画像では、Ｘ線吸収率差が大きい骨部と肺胞部、肺血管部とを同時に読影しやすい濃度とするように、Ｘ線画像上の階調特性を調整している。しかし、このように調整された階調特性の下では、アスベストと肺胞のような比較的到達Ｘ線量の差が小さい画像部分において充分なコントラストが得られず、アスベストと肺胞の境界部分が判別できなくなってしまう。

よって、微小なアスベストを視認可能なＸ線画像を得るため、アスベスト陰影の検出に応じた階調変換処理及び／又は周波数強調処理を施すことにより、アスベスト陰影の視認性を向上させることができる。

〈階調変換処理〉
階調変換処理は、画像出力時の濃度、コントラストを調整するための処理である。医師がＸ線画像の読影により人体構造の疾病（例えば胸部における肺癌）の有無を診断する場合、Ｘ線画像上における構造物の濃度やコントラスト（階調性）に基づき、疾病の有無が判断される。よって、読影に適した濃度、コントラストに調整することにより、医師の疾病の検出作業を支援することができる。

階調変換処理は、（１）正規化処理、（２）基本ＬＵＴ（ルックアップテーブル）を用いての変換処理の２段階で行い、最終的に所望の信号値範囲、階調特性となるように階調変換を行うものである。

従来、撮影にはスクリーン／フィルム方式が採用されていた背景から、揮尽性蛍光体プレートやＦＰＤ等の画像検出器３１を用いたデジタル処理方式が採用された現在でも、医師の読影能（診断性能）を維持するため、スクリーン／フィルム方式で培われた階調特性（コントラスト）を目標として入力信号（読取信号）の変換処理が行われている。

スクリーン／フィルム方式で得られる階調特性は、図７に示すようにＳ字状の曲線となる。階調変換処理では、この階調特性を示すＬＵＴを基本ＬＵＴとして準備しておき、正規化処理により対象画像について個々の信号調整を行った後、この基本ＬＵＴを用いて信号値の変換を行う。

図８に、画像検出器３１（蛍光体プレートの場合）により検出されるＸ線量とそのＸ線量に応じて最終的に出力されるＸ線画像の信号値との関係を示す。
図８の座標系において、第１象限は読取特性を示しており、画像検出器３１への到達Ｘ線量と、読取信号値（アナログ信号値）との関係を示している。また、第２象限は正規化特性を示しており、その読取信号値と、正規化処理が施された後の正規化信号値（デジタル信号値）の関係を示している。第３象限は階調変換特性を示すものであり、正規化信号値と、基本ＬＵＴにより変換された出力濃度値（デジタル濃度信号値）との関係を示している。なお、ここでは出力濃度値を０〜４０９５の１２ビット分解能としている。

第２象限において、正規化特性を示す直線はその傾きを変化させることにより出力値の範囲（ＳＨ−ＳＬ間の大きさ）を調整することができるとともに画像全体のコントラストを変化させることができる。この傾きをＧ値とする。また、階調変換特性を示す直線の切片を変化させることにより、出力値の範囲全体の高低（ＳＨ−ＳＬの移動）を調整し、これにより画像全体の濃度を変化させることができる。この切片をＳ値とする。

例えば、図８に示す直線ｈ２と直線ｈ３で正規化を行った場合を比較すると、Ｇ値を大きくすることで、アスベストに対応する正規化信号値が基本ＬＵＴの直線領域に対応することとなり、コントラストが向上することで、アスベスト部分の視認性が向上する。なお、このとき、透過Ｘ線量の大きな領域は飽和状態となるが、この部分に読影対象は存在しないので問題となることはない。

すなわち、階調変換特性を示す直線の傾きＧ値、切片Ｓ値を階調変換パラメータとしてこれを制御することにより、出力画像の濃度範囲、コントラストを調整することができる。

Ｇ値は、図７に示すスクリーン／フィルム方式における階調特性曲線の傾きを求める下記式（４）により決定される。
Ｇ＝（Ｊ２−Ｊ１）／（ｌｏｇＥ２−ｌｏｇＥ１）・・・（４）
ここで、
Ｊ１＝０．２５＋Ｆｏｇ、Ｊ２＝２．０＋Ｆｏｇ、Ｆｏｇ＝０．２であり、
Ｅ１、Ｅ２はそれぞれＪ２、Ｊ１に対応する入射Ｘ線量である。
胸部や乳房等の人体各部位を観察対象とする場合、Ｇ値は一般に、２．５〜５．０程度のものが用いられることが多い。

また、Ｓ値は下記式（５）により求められる。
Ｓ＝ＱＲ×Ｋ１／Ｋ２・・・（５）
ここで、
ＱＲは量子化領域値であり、
Ｋ１は信号値１５３５（ＱＲ＝２００、出力濃度１．２）となる到達Ｘ線量、Ｋ２は階調変換後の画像で出力濃度１．２となった画素の実際の到達Ｘ線量である。
Ｋ１の値は、撮影前の量子化領域ＱＲ値の設定で一意に決まるものである。

求めたＧ値、Ｓ値により定まる直線から対象画像の信号変換を行うことにより対象画像の正規化を行う。そして、この正規化画像に基本ＬＵＴを用いて階調変換を行い、所望の階調特性の処理画像を得る。
すなわち、Ｇ値、Ｓ値を用いて正規化を行うことにより同一のＬＵＴを用いてもＸ線量のばらつき及び出力手段における出力特性に応じた階調変換を行うことができるものである。

以上が通常時の階調変換処理の内容であるが、本実施形態では、出力画像におけるアスベスト−肺胞間のコントラスト差に注目し、アスベストの視認性を向上させるため、アスベスト−肺胞間のコントラスト差が大きくなるよう、上記の式（４）によらずＧ値を引き上げることが必要である。

図８中、符号ｈで示すのはアスベストが存在する肺野部についてのＸ線量のヒストグラムである。アスベスト部分の信号値は、肺野部の中でも低信号値側に偏っており、その信号幅は狭い。よって、出力可能な濃度範囲（コントラスト）をヒストグラム全体の信号幅に割り付けるのではなく、当該狭い領域に割り付けて、Ｇ値を２０以上とし、アスベスト画像のコントラストを向上させることが好ましい。

〈周波数強調処理〉
階調変換が終了すると、その処理画像に対し、周波数強調処理が施される。
周波数強調処理の手法としては、非鮮鋭マスク処理を行う手法や、多重解像度分解を行う手法等があるが、ここでは、特開平９−４４６４５号公報等に記載されている多重解像度分解を行う手法を例に説明する。
多重解像度分解を行う手法では、処理対象画像を複数の周波数帯域の信号に分解し、この分解された信号のうち、所望とする周波数帯域の信号を強調する。

まず、処理対象画像から１画素おきにサンプリングし、そのサンプリングした画素間に信号値「０」の画素を補間する。すなわち、サンプリング画像においてマトリクス状に並ぶ各画素の一列おき及び一行おきに「０」の画素が挿入されることとなる。

次いで、この補間された補間画像に対してローパスフィルタによるフィルタ処理を施して、低解像度画像ｇ１を得る。この低解像度画像ｇ１は元の処理対象画像と比較して空間周波数が半分より低い低周波数帯域が抽出されたものとなっている。これは、サンプリングにより画像の大きさを１／４とし、画素値「０」の画素を補間したことにより、空間周波数が半分より高い周波数帯域の画像が失われたためである。

次いで、処理対象画像から低解像度画像ｇ_１を減算し、高解像度画像ｊ_１を得る。この高解像度画像ｊ_１は空間周波数が半分より高い高周波数帯域の画像が抽出されたものであり、原画像のナイキスト周波数Ｎのうち、Ｎ／２〜Ｎの周波数帯域を示す画像である。

次に、低解像度画像ｇ_１に対し、上記のローパスフィルタによるフィルタ処理、補間処理を施して低解像度画像ｇ_２を得、低解像度画像ｇ_１から低解像度画像ｇ_２を減算して高解像度画像ｊ_２を得る。この高解像度画像ｊ_２は原画像のナイキスト周波数Ｎのうち、Ｎ／４〜Ｎ／２の周波数帯域のみの画像である。

このようにフィルタ処理、補間処理を繰り返すことにより、低解像度画像ｇｋから、Ｎ／２^ｋ＋１〜Ｎ／２^ｋの周波数帯域を示す高解像度画像ｊ_ｋ（ｋ＝１、２、・・・）を得ることができる。

そして、所望の周波数帯域の高解像度画像ｊ_ｋが得られると、強調すべき周波数帯域の高解像度画像ｊ_ｋに強調係数を乗じる。次いで、多重解像度分解された画像を復元するため、この強調係数が乗じられた高解像度画像を含む各画像ｊ_ｋの逆変換を行う。

まず、低解像度画像ｇ_ｋに対して各画素間の補間処理を施し、低解像度画像ｇ_ｋの４倍の大きさの逆変換画像ｇｇ_ｋを生成する。次に、この逆変換画像ｇｇ_ｋと高解像度画像ｊ_ｋとを加算し、加算画像ｇｊ_ｋ−１を得る。この加算画像ｇｊ_ｋ−１に対し、補間処理により逆変換画像ｇｇ_ｋ−２を生成し、これに高解像度画像ｊ_ｋ−１を加算して加算画像ｇｊ_ｋ−２を得る。

このような処理を繰り返し、最高解像度を有する高解像度画像ｊ_１との加算により得られた加算画像ｊｋ_１を周波数強調処理による処理画像として出力する。

ここで、ある幅Ａ（μｍ）以下の構造物の視認に必要な空間周波数Ｆ（ｌｐ／ｍｍ）は、Ｆ≧５００／Ａでなければならない。拡大撮影では、画像検出器３１上の被写体幅Ａは、被写体サイズｒに拡大率Ｍを乗算してボケ幅Ｂを加えたＡ＝ｒ×Ｍ＋Ｂとなる。径が０．０５（μｍ）以上、１０（μｍ）以下のアスベストはその最大サイズが１０（μｍ）であることから、Ａ＝１０Ｍ＋Ｂで表されるので、アスベストの視認に必要な空間周波数Ｆは、Ｆ＝５００／（１０Ｍ＋Ｂ）である。
従って、出力画像におけるアスベストの視認性を高めるため、上記周波数強調を行う際には空間周波数Ｆ＝５００／（１０Ｍ＋Ｂ）以上の高解像度画像ｊ_ｋについて強調処理を行う。

ここで、上記階調変換処理、周波数強調処理を施した処理画像についてフィルムに出力した際の視覚評価を示す。視覚評価は、下記に示す実験条件により通常撮影及び拡大撮影を行い、得られた撮影画像について各種処理条件にて画像処理を行った後、フィルムに出力した出力画像に対して行った。

〈実験条件〉
被写体は、直径５（μｍ）のガラスウールを厚さ５ｃｍのアクリル板に貼り付け、これを胸部中のアスベストの模擬ファントムとして使用した。
Ｘ線管球は、コニカミノルタ社で試作したものを用い、焦点径Ｄ＝１０（μｍ）のものを使用した。撮影装置についても同社製の試作機を用いた。
また、画像検出器は同社製の蛍光体プレートであるレジウスプレートＲＰ−５ＰＭ及びレジウスカセッテＲＣ−１１０Ｍを使用した。
上記画像検出器により検出された拡大画像の読取生成は、コニカミノルタ社製Regius model190により読み取った。その読取画素サイズは４３．７５（μｍ）である。一方、フィルム出力装置は、同社製のDRYPRO model 793を用いて書込画素サイズ２５（μｍ）でフィルムに出力した。このとき、出力対象画像の各画素と出力画像の各画素を１：１で対応させて補間処理を行わずに出力した。

〈撮影条件〉
撮影時のＸ線管の管電圧は６５（ｋＶｐ）、８０（ｋＶｐ）であり、管電流は１（ｍＡ）である。
また、Ｘ線管の焦点から画像検出器までの距離Ｒ３は３．５（ｍ）で固定し、距離Ｒ１、Ｒ２をそれぞれ２≧Ｒ１≧０．０７、３．４３≧Ｒ２≧１．５の範囲で可変して拡大率Ｍが１≦Ｍ≦５０となる範囲で撮影を行った。
このときの撮影条件とその条件によって生じたボケＢの測定結果を下記表２に示す。各撮影条件には撮影条件を個々に識別するため、撮影条件Ｎｏ．を付与している。

〈画像処理条件〉
撮影により得られた位相コントラスト画像に対し、階調変換処理、周波数強調処理を施した処理画像と、未処理のままの拡大画像とを作成し、これらをフィルム出力装置により出力した。処理を施したものについては、階調変換処理ではＧ値を、周波数強調処理では強調する周波数帯域（Ｆ）をそれぞれ変化させている。

〈評価基準〉
フィルム上に出力形成された拡大画像の評価基準は以下の通りである。
◎：繊維一本のそれぞれを鮮明に認識することが可能
○：繊維数本のまとまりを認識することが可能
△：繊維の塊があることが分かる
×：繊維が視認できない
なお、上記評価において、繊維を認識できる本数は比較例と変わりないが、繊維の見え方がより鮮明である場合には「＋」の符号を付している。
上記の評価基準に従って、７人の画像評価者がフィルム上の画像を観察し、被写体となったガラスウール繊維の画像について評価を行った。

上記Ｎｏ．１〜９の撮影条件で撮影を行い、得られた撮影画像に対して階調変換処理を単独で施した場合、Ｇ値を固定した階調変換処理及び周波数強調処理を組み合わせて施した場合の画像評価結果を下記表３に示す。また、階調変換処理、周波数強調処理をともに施した場合の画像評価結果を下記表４に示す。

表３に示すように、Ｇ値をＧ＞２０とすることにより、繊維を細かく識別することができるまで視認性が向上していることが分かる。これはＧ値を調整してコントラストを大きくしたことによるものを考えられる。また、５００／（１０Ｍ＋Ｂ）以上の周波数帯域に対して強調処理を行った結果７、８では、特に撮影条件Ｎｏ．５〜７のときに最良の評価が得られており、鮮明に繊維を確認でいる画質となっていることが分かる。

表４に示す結果からは、階調変換処理及び周波数強調処理を合わせて施すことにより、繊維を視認することができる画質となることが分かる。また、Ｇ＞２０、かつＦ＝５００／（１０Ｍ＋Ｂ）以上の周波数帯域の強調を行うことにより、繊維一本のそれぞれが鮮明に観察することができ、視認性が最良となっていることが分かる。
なお、上記評価では焦点径Ｄ＝１０（μｍ）の場合のもののみ示しているが、同様の実験を焦点径Ｄ＝３０（μｍ）まで変えて行ったところ、結果は焦点径Ｄ＝１０（μｍ）の場合とほぼ同じ結果となった。

〈階調反転処理〉
階調反転処理はアスベスト検出用に施される画像処理の一つであり、階調レベルに対応する濃度を反転させる処理である。例えば、最小階調０（表示濃度：黒）〜最大階調１０２３（表示濃度：白）である場合、これを反転させて最小階調０のとき表示濃度：白、最大階調１０２３のとき表示濃度：黒に割り付ける。

アスベストは肺野部に存在する。一般にアスベスト陰影は低濃度（画像検出器に到達する透過Ｘ線量が少ない）であるが、その背景の肺野部もアスベスト陰影に比較すると高濃度であるものの絶対値としては低濃度域にあるため、全体としてアスベスト陰影のコントラストが低くなってしまう。コントラストが低い場合、白い肺野部からより白く微細なアスベスト陰影を検出することとなり、非常に視認しづらい。アスベスト陰影のコントラストを上げるためには、前記階調変換処理により高コントラストとなるようにすることもできるが、背景の肺野部も同様に高コントラストとなり、その結果アスベスト陰影が視認しづらくなる。

この場合、上記のように階調反転処理を施すことにより、アスベスト陰影が高濃度、肺野部はアスベスト陰影より低濃度となり、白い肺野部から黒いアスベスト陰影を検出することになるため、視覚的に検出しやすい画像となる。

〈アスベスト陰影候補の検出処理〉
検出処理では、上記階調変換処理及び／又は周波数強調処理が施された処理画像からアスベスト陰影に特徴的な濃度変化を示す領域をアスベスト陰影の候補領域として検出する。前記処理画像では、肺野等の人体構造物は黒くつぶれ（最高濃度Ｄｍａｘに該当する）、骨部は白くつぶれる（Ｄｍｉｎに相当する）ため、アスベストが吸飲されていた場合、黒くつぶれた背景部に所定濃度のアスベスト部が散在するパターンとなる。このようなパターンをアスベスト陰影として検出すればよい。

検出方法は何れの方法でも適用可能であるが、ここでは特開平１０−９１７５８号公報に記載されているように濃度勾配に基づいて検出する手法を説明する。
まず、対象画像から肺野領域を抽出する。抽出は特開平１１−９６３８０号公報に記載のように、対象画像の主走査方向及び副走査方向におけるヒストグラムを求め、照合用のヒストグラムパターンと比較することにより行われる。照合用のヒストグラムパターンにおいて肺野領域と定められている濃度領域と一致する画素値からなる領域を肺野領域として抽出する。

そして、肺野領域の各画素についてベクトル集中度を算出し、この集中度が予め設定されている閾値を超える画素からなる領域を１次候補領域とする。次いで、１次候補領域について特徴量（画素値の平均値、面積、ベクトル集中度の最大値、平均値等）を求め、特徴量に基づく判別分析により１次候補領域における偽陽性候補領域を検出し、これを１次候補領域から削除する。削除により残った領域を最終的なアスベスト陰影候補領域として出力する。判別分析では、予め真陽性のアスベスト陰影と偽陽性の陰影とを学習データとして判別ロジックを作成しておく。判別ロジックはマハラノビスの距離、ニューラルネットワーク等、何れのものも適用可能である。

画像処理部２７では、以上のような画像処理を、その処理条件を変えて全体画像、部分画像に適用する。処理条件としては、（１）階調変換処理のＧ値、（２）周波数強調処理において強調する周波数帯域Ｆ値、（３）階調反転処理の有無がある。

これら処理条件は読影に応じた読影用の画像処理のためのものと、アスベスト検出に応じたアスベスト検出用の画像処理のためのものが準備されている。
読影用の画像処理とは、読影に適した画像特性となるように施す画像処理である。読影用の画像処理は階調変換処理又は周波数強調処理のうちの１以上を含む。
一方、アスベスト検出用の画像処理とは、アスベスト陰影を検出しやすい画像特性となるように施す画像処理である。アスベスト検出用の画像処理は、階調変換処理、周波数強調処理、階調反転処理のうち１以上を含む。

読影用の画像処理では、（１）Ｇ値は約２．５〜４．０（被写体Ｗの厚み等により変わる）、（２）Ｆ≧５００／Ａ（一般に、検出対象は１００μｍ≦Ａ≦５ｃｍ）、（３）階調反転処理無効、の処理条件が設定されている。
これに対し、アスベスト検出用の画像処理では、（１）Ｇ＞２０、（２）Ｆ≧５００／（１０Ｍ＋Ｂ）、（３）階調反転処理有効、の処理条件が設定されている。
なお、階調変換処理、周波数強調処理、階調反転処理の画像処理をそれぞれ単独で施すこととしてもよいし、これら画像処理のうち１以上を組み合わせて複数の画像処理を施すこととしてもよい。

以上のようにして、得られた処理画像、或いはアスベスト陰影候補の検出結果は画像処理装置２０から画像サーバ４０に送信され、画像サーバ４０において画像ＤＢ４０ａに保存される。

フィルム出力装置３０は、入力画像に基づいてフィルム上に画像形成を行って出力する。

画像サーバ４０は画像ＤＢ４０ａを備え、この画像ＤＢ４０ａに撮影装置１０において得られた撮影画像（原画像）、画像処理装置２０により得られた処理画像の他、アスベスト陰影の検出結果等をデータベース化して保存し、その入出力を管理する。
例えば、画像サーバ４０は表示装置５０からの要求に応じて指定された医用画像（原画像、処理画像）を画像ＤＢ４０ａから読み出して当該表示装置５０に送信する。

画像サーバ４０は、ＨＩＳ（Hospital Information System）やＲＩＳ（Radiology Information System）から撮影オーダ情報を受信する。撮影オーダ情報とは検査撮影に関する指示情報をいい、撮影対象の患者、検査等に関する指示情報が含まれる。画像サーバ４０は、この撮影オーダ情報に基づいて対応する撮影画像の関連付け、データベース化を行う。

表示装置５０は、医師が撮影画像を読影する際に用いられる端末装置である。表示装置５０は、図９に示すように、制御部５１、操作部５２、表示部５３、記憶部５４、通信部５５等を備えて構成されている。

制御部５１は、ＣＰＵ、ＲＡＭ等から構成されており、記憶部５４に記憶された各種制御プログラムに従って各種演算を行う、或いは各部の集中制御を行う。

操作部５２は、マウス、キーボード等を備えてこれらの操作に応じた操作信号を生成して制御部５１に出力する。
表示部５３は、ディスプレイを備え、制御部５１の制御に従って各種表示画面を表示する。

記憶部５４は、制御部５１において実行される各種制御プログラム、その実行に必要なパラメータ、データ等を記憶している。
通信部５５は、通信用インターフェイスを備えてネットワークＮ上の外部装置と通信を行う。

次に、図１０を参照して、医用画像システム１の動作について説明する。
図１０は、医用画像システム１において撮影からその撮影画像が表示されるまでの全体的な流れを説明するフローチャートである。

事前にＨＩＳ等から撮影オーダ情報が画像サーバ４０に送信されているので、画像サーバ４０ではその撮影オーダ情報の表示が行われる。撮影技師はこの撮影オーダ情報に従って指定された患者に対し、指定された撮影部位等の撮影方法で撮影作業を行う。

撮影装置１０では撮影技師の操作に従って撮影が行われる（ステップＳ１）。
撮影は、通常撮影と拡大撮影が本体部３３の制御により自動的に切り替えて行われる。図５（ａ）に示すように、通常撮影により被写体胸部の全体Ｔを撮影し、拡大撮影により胸部の一部Ｐ１、Ｐ２を拡大して撮影するためである。ここでは、下記に示す順番・撮影内容で撮影オーダ情報が発行されており、それに応じて計４回の撮影を行うこととする。
（１）通常撮影１：胸部正面、ターゲット位置（０，０）
（２）通常撮影２：胸部側面、ターゲット位置（０，０）
（３）拡大撮影１：部分Ｐ１、ターゲット位置（ｘ１、ｙ１）
（４）拡大撮影２：部分Ｐ２、ターゲット位置（ｘ２、ｙ２）

上記（１）の通常撮影１の際には、図３に示すように被写体のすぐ後方に画像検出器３１が配置されてＸ線源２１を用いて通常撮影が行われる。その後、通常撮影２を行う際には、Ｘ線源２１はそのままで被写体を９０度回転させて側面の撮影が行われる。次に、拡大撮影１を行う際にはＸ線源２１が小焦点径Ｄ２のＸ線源２２に切り替えられる。また、被写体の位置は変えずに、指定された拡大率Ｍに応じてＸ線源２２と画像検出器３１の配置位置が変更され、距離Ｒ１、Ｒ２が調整される。さらに、Ｘ線源２２の移動によりターゲット位置が（０，０）から（ｘ１、ｙ１）に変更される。

拡大撮影２を行う際には、Ｘ線源２２のターゲット位置が（ｘ１、ｙ１）から（ｘ２、ｙ２）へ変更され、その変更後位置に応じて画像検出器３１の位置が一致するように画像検出器３１の位置が変更される。
なお、画像検出器３１としてＣＲカセッテを使用することとする。画像検出器３１としてカセッテを用いている場合は、撮影毎にカセッテが交換される。

画像生成装置３では上記撮影（１）〜（４）が行われる毎に撮影画像のデータが生成され、通常撮影により得られた全体画像、拡大撮影により得られた部分画像の各撮影画像が画像サーバ４０へ送信される。

画像サーバ４０では、撮影装置１０から受信された各撮影画像が画像ＤＢ４０ａに保存される。このとき、撮影オーダ情報と各撮影画像の対応付けが行われ、その対応する撮影オーダ情報に基づいて各撮影画像のデータベース化が行われ、各撮影画像が関連付けて保存される（ステップＳ２）。

関連付けは、各撮影画像に対して図１１に示すような付帯情報を生成し、画像のヘッダ領域に書き込む等することにより行われる。
付帯情報は、図１１に示すように患者基本情報テーブルＬ１、検査情報テーブルＬ２、シリーズ情報テーブルＬ３、画像詳細情報テーブルＬ４からなる。

患者基本情報テーブルＬ１には患者情報が記憶されている。また、個々の患者情報を区別するために付与された患者情報ＬＩＤが書き込まれる。
検査情報テーブルＬ２には、撮影が依頼された検査に関する検査情報が記憶されている。また、個々の検査情報を区別するために付与された検査情報ＬＩＤが書き込まれている。

シリーズ情報テーブルＬ３には同一検査において得られた一連の撮影画像に関するシリーズ情報が記憶されている。シリーズ情報テーブルＬ３には全体画像又は部分画像の何れであるか、部分画像であればターゲット位置の位置情報が書き込まれる。このシリーズ情報テーブルＬ３においては、個々のシリーズ情報を区別するためのシリーズ情報ＬＩＤが付与されて記憶されている。

画像詳細情報テーブルＬ４には画像に関する詳細情報が書き込まれる。画像処理が施された処理画像の場合、その画像処理種（読影用の画像処理又はアスベスト検出用の画像処理）、画像処理時の処理条件（Ｇ値、周波数Ｆ、階調変換処理時の条件）が書き込まれる。また、画像詳細情報テーブルＬ４には画像詳細情報を個々に区別するための画像詳細情報ＬＩＤが付与されて記憶されている。

患者情報、検査情報、シリーズ情報は、撮影オーダ情報から取得される。画像詳細情報は、画像生成に関する情報については撮影装置１０から、画像処理に関する情報について画像処理装置２０から取得されるものである。

全体画像及び部分画像は同一患者についてある一の検査で同時に撮影されるものであるため、患者基本情報テーブルＬ１、検査情報テーブルＬ２は同一内容となる。すなわち、患者情報ＬＩＤ、検査情報ＬＩＤにより同一患者の同一検査で得られた各撮影画像を関連付けることができる。

次いで、関連付けられた全体画像及び部分Ｐ１、Ｐ２の部分画像は、画像処理対象の画像として画像サーバ４０から画像処理装置２０に送信される。
画像処理装置２０では、全体画像及び部分画像にそれぞれ画像処理が施されるとともに、アスベスト陰影候補の検出処理が行われる（ステップＳ３）。

画像処理装置２０では、全体画像には読影用の画像処理が施される。部分Ｐ１、Ｐ２の部分画像には読影用とアスベスト検出用の２種類の画像処理が施される。その後、アスベスト検出用の画像処理が施された部分画像を用いてアスベスト陰影候補の検出処理が行われる。
検出処理が終了すると、全体画像及び部分画像の処理画像とともに、アスベスト陰影候補の検出結果が画像サーバ４０に送信される。画像サーバ４０では各処理画像が互いに関連付けられて画像ＤＢ４０ａに保存される。また、部分画像についてはアスベスト陰影候補の検出結果が付帯情報として付帯される。

以上が、撮影画像の撮影から保存までの流れである。
次に、保存された撮影画像の表示について説明する。
表示装置５０では操作部５２を介して医師により読影対象の患者の指定操作が行われると、制御部５１において指定された患者に係る撮影画像を要求する要求情報が生成され、通信部５５を介して画像サーバ４０に送信される。
画像サーバ４０では、表示装置５０からの要求情報に応じて、指定された患者に係る全体画像、部分画像の処理画像が画像ＤＢ４０ａにおいて検索され、表示装置５０に送信される。

表示装置５０では、画像サーバ４０から取得された全体画像、部分画像の各処理画像が関連付けて表示される（ステップＳ４）。ここで、関連付けて表示するとは、胸部の全体画像とその一部の部分画像との位置関係を関連させて表示することである。

全体画像、部分画像は、操作部５２からの指示操作に応じてその表示内容を切り替えて表示することが可能である。以下、読影用の画像処理が施された全体画像を読影全体画像、読影用の画像処理が施された部分画像を読影部分画像、アスベスト検出用の画像処理が施された部分画像を検出部分画像という。

まず初期表示時には制御部５１の表示制御により、図１２に示すように、読影全体画像Ｔ１、読影部分画像Ｐ１１、Ｐ２１が同一画面上に並べて表示される。このとき、制御部５１では全体画像、部分画像についてトリミングする等、表示に必要な画像処理が行われる。読影全体画像Ｔ１は胸部を正面から撮影した画像であり、読影部分画像Ｐ１１は部分Ｐ１、読影部分画像Ｐ２１は部分Ｐ２に対応する画像である。読影部分画像Ｐ１１、Ｐ２１は読影全体画像Ｔ１に比べて拡大されているとともに、エッジ効果によりアスベスト陰影の辺縁部分がより明瞭となっている。

この読影画面において、医師により読影部分画像Ｐ１１又はＰ２１が選択操作されると、制御部５１の表示制御により読影全体画像Ｔ１において、当該選択された読影部分画像Ｐ１１又はＰ１２に対応する部分Ｐ１、Ｐ２を指し示すマーカｄ１が表示される。医師はこのマーカｄ１により、部分画像の位置を識別することが可能となり、部分画像の全体画像に対する位置関係を容易に把握することができる。

逆に、読影全体画像Ｔ１において読影部分画像Ｐ１１、Ｐ２１に対応する部分Ｐ１、Ｐ２が選択操作された場合には、当該選択された部分Ｐ１又はＰ２に対応する読影部分画像Ｐ１１、Ｐ２１の縁に枠のマーカを表示する等して識別表示されるような構成であってもよい。この場合、医師は選択した部分に対応する部分画像が何れの部分画像Ｐ１１又はＰ１２であるかを識別することができ、容易に観察したい部分の部分画像を把握することができる。

また、図１２に示す読影画面において、医師による読影用と検出用の切替操作がなされた場合、その切替操作に応じて制御部５１では表示制御がなされ、読影部分画像Ｐ１１又はＰ２１と検出部分画像Ｐ１２又はＰ２２が切り替えて表示される。検出部分画像Ｐ１２、Ｐ２２は読影部分画像Ｐ１１、Ｐ２１に比べてアスベスト陰影がより強調された画質（コントラスト、鮮鋭性）となっている。

さらに、読影全体画像Ｔ１の選択操作に応じて、制御部５１の表示制御により図１３に示すように正面の読影全体画像Ｔ１が側面の読影全体画像Ｔ２に切替表示される。なお、他にも異なる撮影方向から撮影した読影全体画像がある場合には、一括表示の指示に応じて、図１４に示すように同一画面上に正面及び左右側面の読影全体画像Ｔ１〜Ｔ３、読影部分画像Ｐ１１、Ｐ２１又は検出部分画像Ｐ１２、Ｐ２２を表示させることとしてもよい。

肺野部は心臓等の他の臓器と重複する部分があり、この重複部分については背景に臓器の陰影が重なるためアスベスト陰影が検出しにくいが、正面、側面と観察する方向を変えることにより、その重複が解消された肺野部を観察することができる場合がある。

各読影画面には検出結果の表示を指示するための検出結果ボタンｄ４が表示されており、この検出結果ボタンｄ４が操作されると、制御部５１の表示制御により、アスベスト陰影候補の検出結果が表示される。またこのとき、アスベスト陰影候補の検出の有無によって、読影画面上に表示されている全体画像、部分画像が切替表示される。具体的には、何れの検出部分画像Ｐ１１、Ｐ２１からもアスベスト陰影候補が検出されなかった場合には、切替表示は行われず、医師の操作に応じた表示状態が維持されるが、アスベスト陰影候補が検出された場合には、少なくとも検出された部分画像については必ず読影部分画像Ｐ１１、Ｐ２１に切替表示される。

例えば、図１２に示す読影画面において検出結果ボタンｄ４が操作されると、図１５に示すように読影画面上に検出結果ｄ２が表示される。
検出結果ｄ２は、読影全体画像Ｔ１の縮小画像上にアスベスト陰影候補の検出の有無を示すマーカｄ３が表示されてなるものである。実線で表示されたマーカｄ３はアスベスト陰影候補が検出されていることを示し、点線で表示されたマーカｄ３はアスベスト陰影候補の検出処理を行ったが、候補は検出されなかったことを示す。

このとき、アスベスト陰影候補が検出されている部分Ｐ１については読影部分画像Ｐ１１が表示され、アスベスト陰影候補が検出されていない部分Ｐ２については切替表示は行われず、前画面で表示されていた読影部分画像Ｐ２１、Ｐ２２の何れかが表示されたままとなる。
なお、その後は切替操作を行うことにより読影部分画像Ｐ１１について検出部分画像Ｐ１２に切り替えることは可能である。
このように、まずエッジ効果がある読影部分画像から医師に観察させ、その後、必要に応じて検出部分画像を表示させるという表示順を経ることにより、まず読影部分画像において、医師は塵肺や中皮種の発症の有無を確認し、疑わしき陰影があるとき、さらに検出部分画像におけるアスベスト陰影の有無によって、真陽性か偽陽性かを判断することが可能となる。

また、医師は、アスベスト陰影候補の検出結果ｄ２を参照して読影に供することができる。また、検出結果ｄ２は読影部分画像Ｐ１１、Ｐ２１若しくは検出部分画像Ｐ１２、Ｐ２２と同一画面上に表示される。読影部分画像Ｐ１１、Ｐ２１はエッジ効果によりアスベスト陰影の辺縁が明瞭となっており、検出部分画像Ｐ１２、Ｐ２２はアスベスト陰影がさらに強調されているので、これら画像と検出結果ｄ２とを比較しながらアスベストの有無を診断することができる。

以上のように、本実施形態によれば、撮影装置１０において一回の検査撮影で通常撮影と拡大撮影を切り替えて行い、胸部全体を示す全体画像とその一部分を示す部分画像を得る。画像処理装置２０では、全体画像については読影用の処理条件により画像処理を施し、部分画像についてはアスベスト陰影検出用の処理条件、読影用の処理条件で画像処理を施し、それぞれ処理画像を生成する。そして、表示装置５０において、アスベスト陰影検出用の処理条件で画像処理が施された部分画像からアスベスト陰影候補の検出を行い、当該候補が検出された場合には読影全体画像、読影部分画像を関連付けて同一画面上に表示する。

これにより、医師はアスベスト陰影のような微小な陰影を目視により検出するにあたり、全体的に、また部分的に拡大された画像を観察することができ、容易にかつ効率的にアスベスト陰影の検出を行うことが可能となる。

また、読影部分画像と検出部分画像の切替表示が可能であり、医師は目的に応じて、読影に適した画質、アスベスト陰影検出に適した画質を切替表示させることができる。

なお、上述した実施形態は本発明を適用した好適な一例であってこれに限定されない。
例えば、全体画像の表示時に次回の検査時に拡大撮影を行う部分を撮影予約することができるように、図１１に示す全体画像Ｔ１上で撮影予約する領域を選択操作可能な構成としてもよい。この場合、表示装置５０において、選択された部分について拡大撮影を行うことを指示する指示情報を生成し、撮影オーダ情報を発行するＨＩＳやＲＩＳに送信する。ＨＩＳやＲＩＳでは、指示情報に基づいて撮影オーダ情報が生成され、画像サーバ４０に送信される。

医師は経過観察したい部分がある場合や、読影中にアスベスト陰影、或いは疑わしい陰影を発見した場合には、読影中の全体画像Ｔ１から容易にかつ具体的に撮影予約する部分を指定することができ、効率的である。

また、１回の検査撮影において通常撮影と拡大撮影を行うこととしたが、まず、通常撮影により全部画像を撮影してこれを表示装置５０において表示させ、この全部画像において拡大撮影を行う部分を撮影予約することができる構成としてもよい。
この構成では、医師が一度全部画像を読影して塵肺、中皮種等の陰影、或いはそのような疾病が発症しているとして疑わしい陰影を発見し、より詳細な画像を得たいときのみ、拡大撮影を行うこととなるので、患者の撮影による負担を軽減することができる。また、医師も診察中に観察したい部分を容易に撮影予約することができ、効率的である。

また、上述した説明では、２枚の全体画像（正面、側面）、２枚の部分画像（部分Ｐ１、Ｐ２）を撮影する例を説明したが、その枚数等は特に限定されない。また、２枚の部分画像は左側の肺野部から撮影したが、左右それぞれの肺野部から部分画像を撮影することとしてもよく、その撮影対象の部分も特に限定されない。

また、読影部分画像、検出部分画像等を電子カルテや電子レポートにシェーマとして貼り付け可能としてもよい。診察時の参照用として読影部分画像、検出部分画像を利用することができる。

また、本実施形態では位相コントラスト撮影を採用した例を説明したが、一般的な拡大撮影手法を採用してもよい。この場合、エッジ強調効果による視認性向上は期待できないが、上述のような画像処理条件や、各処理画像の表示方法を採用することにより、アスベスト陰影の視認性を向上することが可能となる。

本実施形態における医用画像システムのシステム構成を示す図である。 図１の撮影装置を示す図である。 通常撮影と拡大撮影について説明する図である。 拡大撮影のエッジ効果におけるエッジ強度とボケの関係を示す図である。 通常撮影時と拡大撮影時におけるターゲットを説明する図である。 図１の画像処理装置の内部構成を示す図である。 目標とする階調特性を示す図である。 階調変換処理時の信号値の変換の流れを示す図である。 図１の表示装置の内部構成を示す図である。 医用画像システムにおける全体的な処理の流れを示すフローチャートである。 撮影画像の付帯情報の一例を示す図である。 読影画面例を示す図である。 読影画面例を示す図である。 読影画面例を示す図である。 読影画面例を示す図である。

符号の説明

１００ 医用画像システム
１０ 撮影装置
２ Ｘ線源
３ 画像生成装置
２０ 画像処理装置
２１ａ 制御部
２７ 画像処理部
３０ フィルム出力装置
４０ 画像サーバ
５０ 表示装置
５１ 制御部
５２ 操作部
５３ 表示部

Claims (4)

1. 第１のＸ線管を用いて被写体の胸部全体を撮影する通常撮影と、前記第１のＸ線管よりも焦点径の小さい第２のＸ線管を用いて胸部の一部を撮影する位相コントラスト拡大撮影とを切替えて撮影を行う撮影手段と、
   前記通常撮影により撮影された胸部の全体画像及び前記位相コントラスト拡大撮影により撮影された胸部の部分画像のデータを生成するデータ生成手段と、
   前記全体画像に対し、第１の条件で階調変換処理を行って、読影用の全体画像を生成する手段と、
   前記部分画像に対し、階調変換特性の直線部分の傾きが前記第１の条件よりも大きい第２の条件で階調変換処理を行って、アスベスト検出用の部分画像を生成する手段と、
   画像表示を行うための表示手段と、
   前記読影用の全体画像及び前記アスベスト検出用の部分画像を、位置関係を関連づけて前記表示手段に表示させる制御手段と、
   を備えることを特徴とする医用画像システム。
2. 前記データ生成手段により生成された部分画像に対し前記第１の条件で階調変換処理を行って、読影用の部分画像を生成する手段と、
   前記読影用の部分画像を、前記アスベスト検出用の部分画像と切り替えて前記表示手段に表示させる手段と、を備えることを特徴とする請求項１に記載の医用画像システム。
3. 前記アスベスト検出用の部分画像を生成する手段は、前記データ生成手段により生成された部分画像に対し、前記第２の条件で階調変換処理を行うとともに、階調反転処理を行ってアスベスト検出用の部分画像を生成することを特徴とする請求項１又は２に記載の医用画像システム。
4. 前記第１の条件における階調変換特性の直線部分の傾きは、２．５〜４．０の範囲であり、
   前記第２の条件における階調変換特性の直線部分の傾きは、２０以上であることを特徴とする請求項１〜３の何れか一項に記載の医用画像システム。

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