JPH021079A - 放射線画像処理方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、医療用診断に用いる放射線画像情報記録再生
システムにおける画像処理方法および装置に関するもの
であり、更に詳細には、中間媒体として蓄積性螢光体材
料（以下、「螢光体」という。）を用いて、これに放射
線画像情報を記録し、しかる後にこの放射線画像情報を
読み出して再生し、これを記録材料上に最終画像として
記録する放射線画像情報記録再生システムにおける画像
処理方法およびその方法を実施するための装置に関する
ものである。

被写体を透過した放射線を螢光体に吸収せしめて放射線
画像情報を記録し、しかる後にこれをレーザ光等で走査
して励起し発光した光を光検出器で読み取り、この読み
取った放射線画像情報で光ビームを変調して写真フィル
ム等の記録材料に放射線画像を記録する放射線画像情報
記録再生システムが知られている。（米国特許第３．８
５９．５２７号）この螢光体を用いる放射線画像情報記
録再生システムは、従来の銀塩写真による放射線写真シ
ステムと比較して、広い放射線露光域にわたって画像を
記録することができるという点で非常に利用価値が高く
、特に人体を対象とするＸ線写真システムとして利用価
値が高いものである。

他方、Ｘ線は被曝線量が多くなると人体に有害であるの
で、−回のＸ線撮影でできるだけ多くの情報が得られる
ことが望ましいのは言うまでもないが、現在のＸ線写真
フィルムは、撮影適性と観察読影適性の両方を兼ね備え
ることが要求され、それらをある程度ずつ満足するよう
に設計されているため、撮影適性についてはＸ線露光域
が充分広いとは言えず、また現在のＸ線写真フィルムの
観察読影適性についても、その画質が必ずしも診断に充
分なものとは言えないという問題があった。

また前述した米国特許第３，８５９．５２７号に開示さ
れた螢光体を用いる放射線画像情報記録再生システムは
、システムとして新規なものではあるが、前述したＸ線
写真フィルムを用いたシステムにおける問題点は解消す
るものではなかった。

本発明者は上記事情に鑑み、螢光体を用いる放射線画像
記録方法において、螢光体に記録されている放射線画像
情報を読み出して記録材料上に再生するに当り、非鮮鋭
マスク処理を施して放射線画像の診断性能を向上させる
放射線画像処理方法を特公昭８２−６２３７３号におい
て提案した。

この方法は、診断に重要な周波数は人体の各部位によっ
て多少の差はあるものの、非常に低い周波数（以下、「
超低周波数」という。）領域にあるという知見、高周波
成分を強調して鮮鋭度を改良せんとすることは、Ｘ線画
像の処理の場合にはノイズ成分を強調するだけで、診断
性能をむしろ低下させてしまうという知見および高周波
数領域では、ノイズの占める割合が高く、この高周波数
領域のものは強調を低減すれば、雑音が目立たず、見や
すくなるという知見に基き、超低周波数成分を強調する
と同時に、雑音の占める割合が大きい高周波数成分を相
対的に低減し、視覚的に見やすい画像が得られるように
するというものであって、具体的には螢光体を励起光で
走査して、これに記録されている放射線画像情報を読み
出してこれを電気信号に変換した後、記録材料上に再生
するに当り、各走査点で超低周波数に対応する非鮮鋭マ
スク信号Ｓｕｓを求め、螢光体から読み出されたオリジ
ナル画像信号をＳｏｒｇｓ強調係数βを、再生画像信号
をＳ′としたときに Ｓ’−Ｓｏｒｇ＋β（Ｓｏｒｇ　−３ｕｓ）なる演算に
より信号の変換を行なって、上記超低周波数以上の周波
数成分を強調することを特徴とする放射線画像処理方法
である。ここで超低空間周波数とは、はぼ０．５サイク
ル／　ｍｍ以下の空間周波数を意味するものである。

ここで、超低周波数に対応する非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓ
とは、オリジナル画像を超低周波数成分より低い周波数
成分しか含まないようにぼかした非鮮鋭画像（以下これ
を「非鮮鋭マスク」と呼ぶ）の各走査点の信号を指し、
この非鮮鋭マスクとしては、 変調伝達関数が０．０１サイクル／關の空間周波数のと
きに０．５以上で、かつ０．５サイクル／韮の空間周波
数のときに０．５以下であるようなものが用いられてお
り、 また非鮮鋭マスクの作成方法としては、（１）各走査点
でのオリジナル画像信号を記憶させておき、非鮮鋭マス
クのサイズに応じて周辺部のデータとともに読み出して
その平均値（単純平均または種々の荷重平均による平均
値）であるＳｕｓを求める方法、（この方法においては
、アナログ信号のままで作成する場合とＡ／Ｄ変換して
デジタル信号としてから作成する場合があり更にＡ／Ｄ
変換前に主走査方向のみローパスフィルターでアナログ
信号を非鮮鋭化して、副走査方向にはデジタル信号処理
によりおこなう場合も含まれる。） （２）小サイズ径の光ビーム等でオリジナル画像信号を
読み出した後に、まだ蓄積画像が残っている場合に非鮮
鋭マスクのサイズに合わせた大サイズ径の光ビームを用
いて各走査点の信号をその周囲の信号とともに平均化し
て読み出す方法、（３）読み出し用の光ビームが螢光体
層中での散乱によりそのビーム径がだんだん広がること
を利用するもので、光ビームの入射側からの発光信号で
オリジナル画像信号Ｓ　ｏｒｇを作り、光ビームの透過
した側での発光で非鮮鋭マスク信号ＳＵＳを作る方法（
この場合、非鮮鋭マスクのサイズは螢光体層の光散乱の
程度を変えたり、これを受光するアパーチャの大きさを
変えたりすることによってコントロールすることができ
る。）が用いられ得るとされている。

本発明者等は更に上記（１）〜（３）の非鮮鋭マスク作
成方法を比較検討した結果、画像処理にフレキシビリテ
ィ−を持たせるためには、（１）の方法が最も好ましい
ことを見出したが、この場合、理想的には通常各走査点
での非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを求めるのに以下の演算が
必要とされる。

二二でｉ、ｊは各走査点を中心とした円形領域（その領
域内に入る画素数を直径方向にＮ個とする。）の座標で
、ａ、は重み係数であって、全方向に等方的でなめらか
な変化を持たせたものが好しかし、かかる演算を単純に
実行する場合には、各走査点につき乗算をおよそ−Ｎ２
回、加算を西＋　　　　　　　　　　千 Ｎ２回実行することが必要となり、Ｎが大であると、演
算にきわめて時間がかかり、実際的でないという欠点が
ある。事実、通常の放射線画像を螢光体の走査によって
読み出すにあたっては、その画像のもっている周波数成
分を失なうことのないようにすることが必要であり、そ
のため画像によって多少の差はあるが、通常５〜２０画
素／　ｍｍ程度のサンプリング率（画素サイズで言えば
２００〜５０μ）で走査する必要があり、−古本発明に
おける非鮮鋭マスクは超低周波数に対応しているため、
このマスクを作るためきわめて多くの画素を用いて演算
する必要がある。たとえばガウス分布状重み係数を持っ
たマスクの場合、画素サイズを１００μ×１００μとす
ればｆ’ｃ−０，１サイクル／ｍｍの場合、Ｎはおよそ
５０となり、ｒｅ−０，０２サイクル／關の場合にはＮ
はおよそ２５０となるから、演算時間は膨大なものとな
ってしまう。（ここに、ｒｃとは、非鮮鋭マスクの変調
伝達関数が０．５になる空間周波数の値を意味する。） また円形領域を加算平均することは、走査線毎に加算範
囲を変えることを意味するが、演算実行上、かような判
断をおこなわせなければならないことは、演算機構を著
しく複雑にしてしまい不経済である。

本発明は、経済的にかつ高速度で診断性能を向上せしめ
うる放射線画像処理方法及び装置を提供することを目的
とする。

本発明者は、かかる目的を達成するため、鋭意研究を重
ねた結果、上記画像処理方法において、非鮮鋭マスク信
号を得る方法として、主走査方向についてはアナログ信
号を一定の低減透過特性をもったローパスフィルターで
非鮮鋭化し、副走査方向にはＡ／Ｄ変換したデジタル信
号の加算平均処理をおこなって、各走査点における超低
空間周波数に対する非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを求める方
法が前記目的に沿うものであることを見出した。すなわ
ち、かかる非鮮鋭マスクの作成方法は、主走査方向には
空間的に非対称な伝達特性を持ったローパスフィルター
でつくり、副走査方向にはデジタルで加算平均をすると
いう矩形状領域で変則的な重みを持った演算に基くもの
であるにも拘らず、診断性能の向上という面では前述し
た理想的なマスク演算の場合と実質的な差異もなく、し
かも主走査方向がローパスフィルターであるので、演算
時間のかかるデジタル信号での加算演算が大幅に削減で
きるため、演算時間の大幅な短縮、装置の大幅なコスト
ダウンが実現しうろことを見出したものである。更には
、副走査方向のデジタル信号での加算平均を単純加算平
均とすれば、乗算をする必要がなくなり、装置が簡便に
なり、演算のスピードアップが図れるが、かような方法
によっても、診断性能が理想的な場合に比し、実質的に
差異のないことが見出された。

本発明は、蓄積性螢光体を励起光で走査して、これに記
録されている放射線画像情報を読み出してこれを電気信
号に変換した後、可視像として再生するに当り、主走査
方向への走査に際してアナログ信号でのローパスフィル
タリングを行ない、副走査方向へはＡ／Ｄ変換後のデジ
タル信号の加算平均処理を行なって各走査点に対する超
低周波数に対応する非鮮鋭マスク信号’Ｓｕｓを求め、
前記螢光体から読み出されたオリジナル画像信号をＳｏ
ｒｇ　、強調係数をβとしたときに Ｓ′−８ｏｒｇ＋β（Ｓｏｒｇ　−Ｓｕｓ）なる演算に
より信号の変換を行なって、上記超低周波数以上の周波
数成分を説明することを特徴とする放射線画像処理方法
である。

また、本発明の装置は、蓄積性螢光体を走査してこれに
蓄積記録されている放射線像を輝尽発光させるための励
起光源と、こ６発光を検出して電気信号に変換する光検
出器と、この光検出器のアナログ出力を主走査方向につ
いてローパスフィルタリングするローパスフィルタと、
このローパスフィルタの出力をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変
換器と、このＡ／Ｄ変換器の出力を副走査方向について
加算平均して各検出点での超低空間周波数に対応する非
鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを求めるデジタル演算器と、この
非鮮鋭マスク信号Ｂｕｓｓ前記光検出器の出力であるオ
リジナル画像信号Ｓｏｒｇおよび強調係数βから、再生
画像信号をＳ′としたとき、演算式 ％式％） で表わされる演算を行なう演算装置を備えてなる放射線
画像処理装置である。

なお、上記方法および装置における演算は、結果として
この式と同じ結果が得られるものであればいかなる演算
過程を経るものであってもよく、この式の順序に限られ
るものではないことは言うまでもない。

ここで、超低周波数に対応する非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓ
とは、オリジナル画像を超低周波数成分より低い周波数
成分しか含まないようにぼかした非鮮鋭画像（以下これ
を「非鮮鋭マスク」と呼ぶ）の各走査点の信号を指す。

この非鮮鋭マスクとして、変調伝達関数が０．０１サイ
クル／ｍ！１の空間周波数のときに０．５以上で、かつ
０．５サイクル／ｍｍの空間周波数のときに０．５以下
であるようなものが用いられる。

また、特開昭５６−７５１３７号に開示されているよう
に、変調伝達関数が０．０２サイクル／　ｍｒＡの空間
周波数のときに０．５以上で、かつ０．１５サイクル／
ｍｍの空間周波数のときに０．５以下であるような非鮮
鋭マスクを用いると、診断性能の向上が著しく好ましい
。

なお、本発明において、オリジナル信号とは光学業界に
おいて慣用されている手段により処理された後の信号、
すなわち、帯域圧縮、非線形補正のために対数増幅等の
非線形増幅をおこなった後の信号を含むものであること
は言うまでもない。

本発明において、強調係数βとしては、定数の場合とオ
リジナル画像信号（Ｓｏｒｇ）又は非鮮鋭マスク信号（
Ｓ　ｕｓ）の関数である場合とが含まれるが、とくに後
者の場合、すなわち強調係数βをオリジナル画像信号（
Ｓｏｒｇ）又は非鮮鋭マスク信号（Ｓ　ｕｓ）に応じて
変化させると一層診断性能を高めることができ、好まし
い。

また、強調係数β及び非鮮鋭マスク信号（Ｓ　ｕｓ）を
いかに選ぶかによって、本発明により強調された信号に
基いて作成された可視像を与える系の変調伝達関数の最
大値（Ｂ）と零周波数付近での変調伝達関数の値（Ａ）
の比（Ｂ／Ａ）は変化するが、Ｂ　／Ａ　＜　１．５で
は従来のＸ線写真と比べ診断性能にほとんど差異が認め
られない。また強調係数βを定数として本発明の処理を
おこなう場合には、Ｂ／Ａが６を越えると、強調されす
ぎて不自然な画像部分が現われたり、画像が白く、或い
は黒く抜けたようになる部分が現われたりし、診断に差
支えることが多く好ましくない。他方、強調係数βをオ
リジナル画像信号Ｓ　ｏｒｇ又は非鮮鋭マスク信号Ｓｕ
ｓに応じて変化させる場合には、Ｂ／Ａの好ましい範囲
（この場合には、Ｂ／ＡもＳｏｒｇ又はＳｕｓに応じて
変化するが、Ｂ／Ａとしてはその最大値とする。）は拡
大し、Ｂ／Ａが６を越えても、これがＩＯ以下である場
合には前述の如き偽画像が目立つことはなかった。更に
は、Ｂ／Ａの値は、βを固定する場合には２〜５．５、
βを可変とする場合には２〜８の範囲に設定すると診断
性能の向上が著しかった。

また強調係数βは、Ｂ／Ａが上述の範囲内になるように
設定されるが、Ｂ／Ａはβの他罪鮮鋭マスク形、すなわ
ちＳｕｓによっても若干変化するので、βの値はマスク
の形すなわちＳｕｓを規定しないと一義的には定められ
ない。

本発明において、以上の操作に加えて更に平滑化処理を
施すこともできる。一般に高周波数領域では雑音が多く
見ずらいことが多いため、更に平滑化処理を施すと診断
性能をより向上させ好ましいことが多い。平滑化処理と
しては、変調伝達関数が０．５サイクル／順の空間周波
数のとき０．５以上で、かつらサイクル／ｍｍの空間周
波数のとき０゜５以下でするような処理が好ましい。ど
のような平滑化処理が好ましいかは、たとえば胸部断層
画像のように比較的低い周波数の陰影を読影する場合に
は、できるだけ多くの雑音を除去することが好ましいが
、逆に血管造影画像のように高い周波数成分を含む細か
い血管陰影を追いかける必要のある場合には、あまり強
い平滑化処理は見たい陰影まで見に＜＜シてしまい、好
ましくないなど、Ｘ線画像の部位、症状、検査目的等に
よって異なるが、本発明者の研究によれば、前述の如き
平滑化処理をおこなうことにより、はとんど全てのＸ線
画像について診断性能向上の効果のあることが判明した
。また、この平滑化処理は、本発明の超低空間周波数処
理を行なった後のＳ′に対して実施をしても、またオリ
ジナル画像信号Ｓ　ｏｒｇに対して施しても、同様に効
果的であることが認められている。

また本発明において、非鮮鋭マスクによる周波数強調処
理に加えて、階調処理をおこなってもよい。超低周波数
処理は、大きな領域にわたってゆるやかに発光輝度が変
化する症患、たとえば肺ガン、乳ガン等に対しては効果
が比較的小さいので、これらに対しては、特開昭５５−
８８７４０号、特公昭６２−５３１７９号、同８３−２
６５８５号等に開示された階調処理を併用することが望
ましい。この場合、階調処理は、超低周波数処理の前後
、いずれにおいておこなっでもよい。

本発明において螢光体とは、最初の光もしくは高エネル
ギー放射線が照射された後に、先約、熱的、機械的、化
学的または電気的等の刺激（励起）により、最初の光も
しくは高エネルギー放射線の照射量に対応した光を再発
光せしめる、いわゆる輝尽性を示す螢光体をいい、とく
に３００〜５００ｎｍの輝尽性発光波長を有するものが
好ましく、例えば希土類元素付活アルカリ土類金属フル
オロハライド螢光体［具体的には特公昭８０−４２８３
７号に記載されている（”ａ　１−ｘ−ｙ　１Ｍｇ　ｔ
　、　　Ｃａ　ｙ　）　ＦＸ　：ａＥｕ２＋（但しＸは
ＢおよびＢｒのうちの少なくとも１つであり、Ｘおよび
ｙはＱ＜Ｘ　＋ｙ≦０゜６かツｘｙ≠０であり、ａは１
Ｏ−６≦ａ≦５ＸＩＯ−２である）；特公昭５９−４４
３３３号に記載されている（Ｂａ　１−＊　、　Ｍ”　
ｘ　）　ＦＸ：ｙ　Ａ　（但しＭＷは　Ｍｇ。

Ｃａ、Ｃｒ、ＺｎおよびＣｄのうちの少なくとも１つ、
ＸはＣ，Ｑ、、Ｂｒおよび■のうちの少なくとも１つ、
ＡはＥＬＩ％　Ｔｂ、Ｃｅ５ＴＩＩＩＳＤｙＳＰｒ、Ｈ
ｏ５ＮｄＳＹｂおよびＥｒのうちの少なくとも１つ、Ｘ
は０≦Ｘ≦ｏ、ｅ　、ｙは０≦ｙ≦０．２である）等］
　；特公昭８０−９５４２号に記載されているＺ　ｎ　
Ｓ　：　Ｃｕ　ＳＰ　ｂ　ｓ　Ｂ　ａ　Ｏ−ｘ　Ａ　９
Ｊ　２０３　：Ｅｕ　　（但し０．８≦Ｘ≦１０）およ
びＭＩＯ・ｘＳ１０２：Ａ（但し、ＭｌはＭｇ５ＣａＳ
Ｓｒ、Ｚｎ。

ＣｄまたはＢａであり、ＡはＣｅ５ＴｂｓＥｔ＋。

Ｔａ＋、Ｐｂ５ＴＱ、、Ｂ１またはＭｎであり、Ｘは０
．５≦Ｘ≦２．５である）；および特公昭５９−４４３
３９号に記載されたＬｎ　ＯＸ：ｘ　Ａ　（但しＬｎは
Ｌａ５Ｙ、ＧｄおよびＬｕのうちの少なくとも１つ、Ｘ
はｔ４およびＢｒのうちの少なくとも１つ、ＡはＣｅお
よびＴｂのうちの少なくとも１つ、Ｘは０＜Ｘ＜０．１
である）などが挙げられる。これらのうちでも好ましい
のは希土類元素付活アルカリ土類金属フルオロハライド
螢光体であるが、その中でも具体例として示したバリウ
ムフルオロハライド類が特に輝尽性の発光が優れている
ので好ましい。

また、この蓄積性螢光体を用いて作成された蓄積性螢光
体板の螢光体層を顔料又は染料を用いて着色すると、最
終的に得られる画像の鮮鋭度が向上し好ましい結果゛が
得られる（特公昭５９−２３４００号）。

本発明において、蓄積性螢光体板に蓄積された放射線画
像を読み出すための励起光としては、指向性の良いレー
ザ光が用いられる。レーザ光の励起光源としては、発光
光との分離を容品にしてＳＺＮ比を上げるため、５００
〜８００ｎｍ　、好ましくは６００〜７００ｎｍの光を
放出するもの、たとえばＨｅ−Ｎｅレーザ（６３３ｎａ
　）　、Ｋｒレーザ（８４７ｎｍ　）が好ましいが、５
００〜８００ｎｍ以外の光をカットするフィルターを併
用すれば、上記以外の励起光源を用いることもできる。

本発明により画像処理を受けた放射線画像はＣＲＴに入
力されてＣＲＴ上に可視像として再生され、ＣＲＴ診断
が可能となる。また上記放射線画像はＣＲＴに表示して
観察した後、銀塩写真フィルム、ジアゾフィルム、電子
写真材料等の記録材料上に光学的に記録してもよい。

以下、本発明をその実施態様であるＸ線画像情報記録再
生システムに基づいて詳細に説明する。

第１図は再生画像の作画過程を示すものである。

Ｘ線を放出して人体に照射すると人体を透過したＸ線は
、螢光体板に入射する。この螢光体板は、螢光体のトラ
ップレベルに、Ｘ線画像のエネルギーを蓄積する。

Ｘ線画像の撮影後、５００〜８００ｎｍの波長の励起光
で螢光体板を走査して、蓄積されたエネルギーをトラッ
プから励起し、３００〜５００ｎａ＋の波長域の光を発
光させる。この発光光は、この波長域の光だけを受ける
ようにした光検出器例えば、光電子増倍管、フォトダイ
オードで測定され、読出される。

読み出された、Ｘ線画像は後述する画像処理を経て、Ｃ
ＲＴ上に再生され、必要に応じて記録材料上に記録され
る。画像処理を経たデータは、例えば磁気テープに記録
され、順次読み出されてＣＲＴに入力された後、必要に
応じて記録用光源に入力され、この記録用光源から発生
された光で例えば写真フィルム等の記録材料上に記録が
行なわれる。

画像処理は、光検出器の出力を直接使用して行なっても
よいし、−旦磁気テープに記録した後に行なってもよい
。

この画像処理は、非鮮鋭マスク処理すなわち超低周波数
の強調を中心とするもので、この周波数強調の他に、前
記強調係数βの変化、階調処理、縮小、平滑化処理等を
組み合わせて、−層診断性能の向上した画像を得ること
ができる。

非鮮鋭マスク処理は、後述の方法で得た非鮮鋭マスク信
号Ｓｕｓと、光検出器で得たオリジナル画像信号Ｓ　ｏ
ｒｇを用いて、 Ｓ′＝Ｓｏｒｇ十β（Ｓｏｒｇ　−Ｓｕｓ）で表わされ
る演算によって行なわれる。

この非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓは、後述の方法によって求
められるが、変調伝達関数が０．０１サイクル／　ｍｍ
の空間周波数のときに０．５以上で、かつ０．５サイク
ル／　ｍｍの空間周波数のときに０．５以下であるよう
なものを指定しなければならない。また前記式を演算す
るに当っては、強調係数βを指定しなければならない。

これらの値は、外部から個別に指定するか、あるいは人
体の部分、症例別によって数種類決めておき、これを演
算装置のメモリに入れておく。

前記Ｓ′に対して超低空間周波数以上の周波数成分低減
用の平滑化処理を行なう。この平滑化処理によって診断
に必要な情報をそこなうことなく、雑音を低減すること
ができる。

以下、前述の非鮮鋭マスクによる演算処理について、第
２図を参照して、更に詳細に説明する。

第２図（ａ）は、螢光体上の蓄積画像をｌＯ画素／ｍｍ
でサンプリングしたときの周波数応答性を示すものであ
る。この曲線は光検出器のアパーチュアとして、矩形状
アパーチュアを使用した場合には５ｉｎｅ曲線に、ガウ
ス分布状アパーチュアを使用した場合にはガウス分布状
曲線になることが知られている。

第２図（ｂ）は変調伝達関数が０．Ｏｌサイクル／ｍｍ
の空間周波数のときに０．５以上で、かつ０，５サイク
ル／　＋ｎ＋ｓの空間周波数のときに０．５以下である
ような非鮮鋭マスクを示すものである。この非鮮鋭マス
クの演算方法は後で詳しく述べる。

第２図（ｃ）は（Ｓｏｒｇ−Ｓｕｓ）の演算後の変調伝
達関数を示すグラフである。

第２図（ｄ）の実線（１）は、演算結果であるＳ′を示
すものである。ここではβを「３」に固定している。

第２図（ｄ）の点線（ｎ）は５画素×５画素での平滑化
処理を第２図（ｄ）のＳ′に施した場合の変調伝達関数
を示すものである。

第３図は強調係数βをオリジナル画像信号（Ｓｏｒｇ　
）あるいは非鮮鋭マスク信号（Ｓ　ｕｓ）に応じて連続
的に変化させた例を示すものである。このようにβを変
化させることにより周波数強調で発生しやすい偽画像を
防止することができる。

第３Ａ図〜第３Ｄ図は、強調係数βをオリジナル画像信
号（Ｓｏｒｇ）あるいは非鮮鋭マスク信号（Ｓ　ｕｓ）
に応じて連続的に変化させた例を示すものである。

第３Ａ図は、βを一定とした平坦型、第３Ｂ図は単調増
加型（β１≧０）、第３Ｃ図及び第３Ｄ図はともにβ１
＜Ｑとなる場合を含むもので、第３Ｃ図は低輝度強調型
、第３Ｄ図は中輝度強調型をそれぞれ示し、これらには
段状変化（曲ｔｉａ）と曲線状変化（曲線ｂ）とがある
。

第３Ｂ図の如く、βを単調増加により変化させることに
より周波数強調で発生しやすい偽画像を防止することが
できる。その−例として、バリウム造影剤を使った胃（
マーゲン）のＸ線画像を強調係数βを固定して前記周波
数処理を行なうと、多量に造影剤が入った広い−様な低
輝度領域の境界が必要以上に強調されて二重輪郭状の偽
画像が発生する。このかわりに強調係数βを可変、すな
わち造影剤が多量に入った低輝度域でβを小さくし、胃
小区などの高輝度域でβを大きくすれば前記二重輪郭の
発生を防止できる。また別の例として、胸部正面撮影の
場合、βを固定すると、背骨や心臓部分の低輝度域で雑
音が増大し、極端なときには細部が白く抜けたりする（
これは視覚的に非常に目立ち、診断性能に悪影響を及ぼ
す）。同様に背骨や心臓部分の低輝度域でβを小さくし
、肺野部分の高輝度域でβを大きくすれば、前記の雑音
や白抜けの増大を防止できる。

第３Ｃ図の低輝度強調は、低輝度部の診断が特に重要で
、その低輝度部の領域が画像全体であまり大きな部分を
占めていないものの場合に適している。例えば血管造影
、リンパ管造影がこの場合に該当し、これらの放射線画
像では雑音が少々増大しても所望部の鮮鋭度が大幅に向
上する方が望ましいので、この低輝度強調によって診断
性能が大幅に向上する。

また第３Ｄ図の中輝度強調は、低輝度部と高輝度部が画
像全体のかなりの部分を占め、かつこの領域が診断上重
要でなく、中輝度部が特に診断上重要であるものの場合
に適している。例えば、胆のう造影、肝臓造影がこの場
合に該当し、これらの放射線画像では雑音やガス部が強
調されると診断の妨げになるので、これらの領域を除い
て診断の対象となる中輝度部のみを強調するのが望まし
い。

前記の例のいずれの場合にも、強調係数βを小さい値に
固定して、周波数処理を行なえば、確かに種々の偽画像
は発生しないが、診断性能に重要な寄与をしている胃小
区や肺野の血管、造影された脈管もコントラストがあが
らず診断性能が向上しない。このように強調係数βを螢
光体上の画像の輝度に応じて連続的に変化させることに
より、偽画像の発生を防止しつつ、診断性能が向上した
画像が得られる。

第４図はβの増加のさせ方の一例を示すもので螢光体上
の画像のヒストグラムから、その最低輝度Ｓ０と最高輝
度Ｓ１を決定し、この間でほぼ線形にβを変えたもので
ある。Ｓ　□　ＳＳ　１は処理したいＸ線画像の種類に
よって決まるもので、例えば最低、最高輝度はそれぞれ
積分ヒストグラムが０〜ｌＯ％、９０〜１００％のとき
の輝度値としても良い。

第５図、第６図はそれぞれ、低輝度強調、中輝度強調に
おけるβの変化のさせ方の一例を示すものである。

第５図において、βは輝度ＡとＢの間で最大値βＩＩＩ
ａｘから最小値βｆｌｌｉｎに減少している。すなわち
、低輝度領域（Ｓ　ｌｌ１ｎからＡまで）においては強
調係数を大きく（βｆｆ１ａｘ）シ、高輝度領域（Ｂか
らＳ　ａ＋ａｘまで）においては小さく（βｎ＋１ｎ）
している。輝度Ａは最小輝度（Ｓｍｌｎ）に、最大輝度
（Ｓｍａｘ）と最小輝度（ＳＩＩｉｎ）との差（ΔＳ）
の０．２〜０．５倍を加えた大きさ［５ｌｌｉｎ　＋　
（０，２〜０．５）ΔＳ］がよく、輝度Ｂは同じ＜０．
７〜１倍を加えた大きさ［Ｄｍｉｎ　＋　（０，７〜１
）ΔＤコがよい。

第６図においては、βは輝度ＡとＢの間で第１の最小値
（βｍ１ｎｉ）から最大値（βＷａＸ　）まで増大し、
ＣとＤの間で最大値（β■ａＸ　）から第２の最小値（
βｌ１１ｎ　２）まで減少する。すなわち、低輝度領域
（ＳｍｌｎからＡまで）と高輝度領域（ＤからＳ　Ｉａ
ｘまで）においては強調係数を小さく（βｍ１ｎ１．　
　βｗｉｎ　２）　Ｌ、中輝度領域（ＢからＣまで）に
おいては大きく（βｆｆ１ａｘ）シている。

ここで第１の最小値（βｌｌ１ｉｎｉ）と第２の最小値
（βｍｉｎ　２）とは等しくてもよい。−点鎖線すが山
型の場合は、βは輝度ＡとＥの間で増大し、ＥとＤの間
で減少している。輝度Ａは最小輝度（ＳｌＭｉｎ　）に
、最大輝度（Ｓｆｆｌａｘ）と最小輝度（Ｓａ＋ｉｎ）
との差（ΔＳ）の０〜０．２倍を加えた大きさ［Ｓｍ１
ｎ　＋　（０〜０．２　）ΔＳコ、輝度Ｂは平均輝度 あるいは統計的平均値）から前記差（ΔＳ）の０〜０．
２倍を引いた大きさ［５−（０〜０．２）ΔＳコ、輝度
Ｅは平均輝度（Ｓ）、輝度Ｃは平均輝度に前記差（ΔＳ
）の０〜０．２倍を加えた大きさ［百＋（０〜０．２）
ΔＳ］、輝度りは最大輝度（Ｓ　ｍａＸ）から前記差（
ΔＳ）の０〜０．２倍を引いた大きさ［Ｓｍａｘ　−（
０〜０．２　）ΔＳ］が、それぞれ望ましい。

なお、上記第５図、第６図の演算において、最大輝度（
Ｓｍａｘ）と最小輝度（Ｓｍｉｎ）はいずれも対象とす
る実質的画像の中での最大、最小に対応するもので、画
像以外の部分にはこれより大きい、あるいは小さい輝度
が存在することもありうる。なお、場合によっては単純
に全画面中の最大、最小をとってもよい。

なお、本発明者等の実験では、螢光体上の画像のオリジ
ナル画像信号によってβを変化させた場合と非鮮鋭マス
ク信号によってβを変化させた場合とで、その効果は路
間等であった。

以上の如き、非鮮鋭マスクによる周波数強調処理に加え
て、階調処理を併用することもできる。

階調処理を超低周波数処理前におこなう場合には、非線
形アナログ回路で階調処理してからＡ／Ｄ変換を行なう
。Ａ／Ｄ変換後に行なう場合には、ミニコンピユータで
デジタル処理を行なうこともできる。また超低周波数処
理後ではデジタル処理を行なうか、Ｄ／Ａ変換変換子ナ
ログ処理する。これらの周波数強調と必要により、階調
処理を行なったデータは、前述のように例えば磁気テー
プに記録され、ＣＲＴ上に表示された後、必要に応じて
写真フィルム等の記録材料上に再生される。なお、ＣＲ
Ｔや写真フィルムに画像を再生記録する際、入力走査時
より高いサンプリング周波数で記録すれば縮小画像が得
られる。例えば入力系では１０画素／ｍｍ、出力系では
２０画索／關で走査すれば１／２に縮小された画像とな
る。

このように１／２〜１／３に縮小した画像は診断に必要
と思われる周波数成分が視感度の最も高い周波数領域に
近くなるのでコントラストが視覚的により高くなったよ
うに見えて非常に見易くなる。

次に、前記非鮮鋭マスクの演算の方法を説明する。本発
明では、光検出器のアナログ出力をＡ／Ｄ変換する前に
主走査方向のみローパスフィルタで非鮮鋭化し、副走査
方向にはデジタル変換後の値を加算平均して非鮮鋭マス
ク信号Ｓｕｓを得る。

第７図はこの非鮮鋭マスク演算方法の一実施例を示すも
ので、光検出器■１の出力をまず対数変換等の非線形補
正又は帯域圧縮を含む増巾を行なう増巾器１２で増巾し
て、オリジナル画像信号Ｓ　ｏｒｇを得る。このオリジ
ナル画像信号Ｓ　ｏｒｇは前述の演算式の演算に使用さ
れるため非鮮鋭マスク処理の演算装置１３へそのまま送
られる一方、非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを得るためローパ
スフィルタ１４へ人力される。このローパスフィルタ１
４においてアナログ値のＳ　ｏｒｇは超低周波数成分の
みが通過して非鮮鋭化され、その後Ａ／Ｄ変換器１５に
よってデジタル信号Ｓｔに変換され、さらに加算平均回
路１６によってデジタル演算されて、加算平均値この値
が非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓとして前記マスク処理用の演
算装置１３へ送られる。ここにａｔはＳｌに対する重み
係数であり、単純加算平均の時はａｉ−１／Ｎである。

Ｓｉは主走査方向へのローパスフィルターによる非鮮鋭
化出力の各走査点での信号Ｓ１、Ｎは画素の副走査方向
への走査線数で非鮮鋭化したいマスクの数を指す。

第７図に示すように、オリジナル画像信号Ｓ　ｏｒｇは
アナログ値としてマスク処理の演算装置１３へ送られて
いるが、これは非鮮鋭マスク信号ＳＵＳが演算されるよ
り先に得られるので、その時間の分だけ遅延させてＳｕ
ｓと同時にマスク処理へ入力する必要がある。あるいは
、例えばデジタル値に変換してメモリーに蓄積した後取
り出してＳｕｓと共に処理するようにしてもよい。いず
れにしても、Ｓｕｓを演算するために要する時間だけ遅
らせてＳ　ｏｒｇがＳｕｓと共に演算装置１３へ入力さ
れるようにする必要がある。

上記回路において、光検出器１１の出力は蓄積性螢光体
の輝尽発光の強度を示すものであって大きな範囲に変化
するものであり、これをそのまま信号処理をするのは不
利であるから、最終的光学濃度に対応するような圧縮さ
れた値にするのが望ましい。これには、カメラの測光回
路等で行なわれている対数圧縮を行なうのが一般的で適
している。

この対数圧縮は、前記非線形変換を含む増巾器１２で行
なわれる。

ローパスフィルタ１４のカットオフ周波数は、空間周波
数で０．Ｏ１〜０．５サイクル／　ｍ＋ｓ好ましくは０
゜０２〜０．１５サイクル／　ｍ＋ｓとなるような値を
、画素サイズ（ｍｍ／ｐｉｘｅｌ　）と画素周波数（ｐ
ｉｘｅｌ　／ｓｅｅ　）に基づいて求める。すなわち、
ローパスフィルタ１４のカットオフ周波数（６ｄＢ低下
）　　ｆ　ｔ、ｐ　（ｃｙｃｌｅ／５ｅｅ）は所望の空
間周波数のカットオフ周波数ｆ　（（ｃｙｃｌｅ　／ｍ
ｍ）と、画素サイズｄ　　（ｍｍ／ｐｉｘｅＩ）と、主
走査の画素周波数ｎ　（ｐｌｘｅｌ　／ｓｅｅ　）に基
づいて ｆ　ＬＰ　（ｃｙｃｌｅ　／ｓｅｅ　）　−ｆ　ｃ　　
（ｃｙｃｌｅ　／ＩＩＩｍ）　Ｘｄ　　（ｍｍ／ｐｉｘ
ｅｌ　）　Ｘ　ｎ　（ｐｉｘｅｌ　／ｓｅｅ　）から求
められる。

第７図では光検出器１１の出力を増巾した後にローパス
フィルタ１４に入力したが、これは第８図に示すように
先にローパスフィルタを通してから増巾してもよい。第
８図では光検出器１１の出力を２つに分け、一方をロー
パスフィルタ２４に入力し、他方を増巾器２２ａ（対数
圧縮等の非線形補正を含む）に入力する。増巾器２２ａ
の出力をオリジナル画像信号Ｓｏｒｇとして取り出し、
一方ローパスフイルタ２４の非鮮鋭化された出力を前記
増巾器２２ａと同じ増巾器２２ｂに入力して増巾し、そ
の出力をＡ／Ｄ変換器２５を通して加算平均を求める演
算回路２６へ入力する。この加算平均回路２Ｂの出力が
非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓであり、前記オリジナル画像信
号Ｓ　ｏｒｇと共にマスク処理用の演算装置２３に入力
されて前述の演算式 ％式％） で表わされる演算による非鮮鋭マスク処理が行なわれる
。

上記第７図、第８図いずれの実施例においても、オリジ
ナル画像信号Ｓ　ｏｒｇとしては光検出器１１の出力が
増巾されたものを使用したが、これは対数圧縮等の帯域
圧縮をした信号の方が後の信号処理に適しているからで
あり、実用的にはこのような帯域圧縮後の信号となる場
合が多いが、原理的には光検出器の出力をそのままＳ　
ｏｒｇとしてその後の処理をすることも可能であること
は言うまでもない。

また、このマスクの計算は、理論的にはエネルギーの平
均を出すべきものであるが、本発明者の実験によればこ
の非鮮鋭マスク信号を求める際には、対数圧縮した濃度
に相当する値で平均値を出しても、結果は変わらなかっ
た。これは処理上は実用的に有利である。

本発明は上述の実施態様に限定されることなく、種々の
構成の変更が可能である。

螢光体上の画像の読み出しは、螢光体を回転ドラムにセ
ットする方法、平面的に二次元走査する方法、あるいは
フライングスポットスキャナーのような電子走査による
ことができる。また非鮮鋭マスクの演算は前述の磁気テ
ープにデータを全部記憶させてから、オフラインで処理
しても良いし、データをコアメモリーに一部記憶して順
次オンラインで処理してもよい。

以下、本発明の効果をより一層明瞭ならしめるために実
施例を掲げる。

実施例１ 胸部、骨の二部位につきそれぞれ４例計８例の症例につ
き、理想的な非鮮鋭マスクと本発明に係る非鮮鋭マスク
とを用いて、画像処理をおこなって作成した画像を比較
し、診断性能の向上を調べた。

ここに、螢光体上の画像のサンプリングはｌＯ画素／　
ｍｍでおこない、理想的なマスクとしては、形状が６關
φの円形で、重み係数がガウス分布をなす非鮮鋭マスク
をデジタル計算でつくり、本発明に係るマスクとしては
、主走査方向の走査スピードを２０画素／ｓｅｅでおこ
ない、カット・オフ周波数が０．２サイクル／　ｓｅｅ
のローパスフィルタで平滑化し、副走査方向にはデジタ
ル計算で単純加算平均してつくったものをそれぞれ用い
た。

また強調係数βは２に固定した。

ここに診断性能の向上の有無および程度については、通
常の写真系の物理的評価値（たとえば、鮮鋭度、コント
ラスト、粒状性等）によって裏づけることは事実上不可
能であるため、４人の放射線区の主観的評価に基づいて
おこなったところ、上記２種のマスクにより、診断性能
の差異は実質的には認められなかった。

実施例２ 実施例１においてβの値のみを４に変えて同様な実験を
おこなったところ、同様な結果が得られた。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の方法を示すフローチャート、第２図は
周波数強調のステップを示すグラフ、第３図は強調係数
βを輝度に応じて変化させる例を示す図、 第４図は強調係数βとオリジナル画像信号Ｓｏｒｇの組
み合わせの一例を示すグラフ、 第５図及び第６図は強調係数βを画像信号により変化せ
さる具体的な方法の例を示す図、第７図および第８図は
本発明における非鮮鋭マスク信号を得る回路の例を示す
ブロック図である。 第１図 Ｍ　シ双ｔＸ（”フイクル／ｒｎｍ） 第 ３Ａ 図 第 Ｂ 図 第 Ｃ 図 第 Ｄ 図 パ＝　Ｃｏｎ５ｔ β≧Ｏ β≦０ β”二〇 第 図 ｏｒｇ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）蓄積性螢光体を励起光で走査してこれに記録されて
   いる放射線画像情報を読み出してこれを電気信号に変換
   した後、可視像として再生するに当り、主走査方向への
   走査に際してアナログ信号でのローパスフィルタリング
   を行ない、副走査方向へはＡ／Ｄ変換後のデジタル信号
   の加算平均処理を行なって各走査点に対する超低周波数
   に対応する非鮮鋭マスク信号Ｓｕｓを求め、前記螢光体
   から読み出されたオリジナル画像信号をＳｏｒｇ、強調
   係数をβ、再生画像信号をＳ′としたときに Ｓ′＝Ｓｏｒｇ＋β（Ｓｏｒｇ−Ｓｕｓ） なる演算により信号の変換を行なって、上記超低周波数
   以上の周波数成分を強調することを特徴とする放射線画
   像処理方法。 ２）前記可視像をＣＲＴ上に再生することを特徴とする
   特許請求の範囲第１項記載の放射線画像処理方法。 ３）非鮮鋭マスクとして、変調伝達関数が０．０１サイ
   クル／ｍｍの空間周波数のときに０．５以上で、かつ０
   ．５サイクル／ｍｍの空間周波数のときに０．５以下で
   ある非鮮鋭マスクを用いることを特徴とする特許請求の
   範囲第１項または第２項記載の放射線画像処理方法。 ４）強調係数βが定数であることを特徴とする特許請求
   の範囲第１項ないし第３項のいずれか１項記載の放射線
   画像処理方法。 ５）前記演算式によって強調された画像の最大の変調伝
   達関数が、零空間周波数付近での変調伝達関数の１．５
   〜６倍であることを特徴とする特許請求の範囲第４項記
   載の放射線画像処理方法。 ６）強調係数βをオリジナル画像信号または非鮮鋭マス
   ク信号の値に応じて変化させることを特徴とする特許請
   求の範囲第１項ないし第３項のいずれか１項記載の放射
   線画像処理方法。 ７）前記演算式によって強調された画像の最大の変調伝
   達関数が、零空間周波数付近での変調伝達関数の１．５
   〜１０倍であることを特徴とする特許請求の範囲第６項
   記載の放射線画像処理方法。 ８）超低空間周波数成分の強調と併せて、変調伝達関数
   が０．５サイクル／ｍｍの空間周波数のときに０．５以
   上で、かつ５サイクル／ｍｍの空間周波数のときに０．
   ５以下であるような平滑化処理を施すことを特徴とする
   特許請求の範囲第１項乃至第７項のいずれか１項に記載
   の放射線画像処理方法。 ９）特許請求の範囲第１項〜第８項において、再生され
   る画像が螢光体上の蓄積画像より縮小されていることを
   特徴とする放射線画像処理方法。 １０）蓄積性螢光体を走査してこれに蓄積記録されてい
   る放射線像を輝尽発光させるための励起光源と、この発
   光を検出して電気信号に変換する光検出器と、この光検
   出器のアナログ出力を主走査方向についてローパスフィ
   ルタリングするローパスフィルタと、このローパスフィ
   ルタの出力をＡ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換器と、このＡ／
   Ｄ変換器の出力を副走査方向について加算平均して各検
   出点での超低空間周波数に対応する非鮮鋭マスク信号Ｓ
   ｕｓを求めるデジタル演算器と、この非鮮鋭マスク信号
   Ｓｕｓ、前記光検出器の出力であるオリジナル画像信号
   Ｓｏｒｇ、および強調係数から、再生画像信号をＳ′と
   したとき、演算式 Ｓ′＝Ｓｏｒｇ＋β（Ｓｏｒｇ−Ｓｕｓ） で表わされる演算を行なう演算装置を備えてなる放射線
   画像処理装置。 １１）前記演算装置が前記画像信号Ｓｏｒｇ又は前記非
   鮮鋭マスク信号Ｓｕｓの大きさに応じて前記強調係数β
   を増減させる強調係数可変手段を備えていることを特徴
   とする特許請求の範囲第１０項記載の放射線画像処理装
   置。