JPH0431229B2

JPH0431229B2 -

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Publication number: JPH0431229B2
Application number: JP59099321A
Authority: JP
Priority date: 1984-05-17
Filing date: 1984-05-17
Publication date: 1992-05-25
Also published as: JPS60242837A

Description

【発明の詳細な説明】［産業上の利用分野］この発明は、主として医療診断に用いられる放
射線画像処理方法に関するものである。

［従来の技術］近年、放射線画像を電気信号に変換し、処理再
生することが多く行なわれている。

ここでいう放射線画像とは、放射線、γ線、中
性子線等高エネルギー電磁波を被写体に照射し、
被写体による電磁波の減衰を２次元的に検出し、
画像に形成したものをさす。例えば放射線による
放射線写真、或いは蓄積性蛍光体の発光量を２次
元的に走査して電気信号に変換して得られる画
像、或いは、いわゆる間接撮影用テレビジヨンに
よる画像等がある。

これらにおいて行なわれている処理はいずれも
放射線検出素子、放射線管、撮影方法等による画
像の劣化を補正し、かつ、又は人の視覚特性に合
う画像を再生し、より診断性の良い画像を提供と
するものである。

これらの処理を大きく２分類すると、画像を得
るまでの系、例えばフイルムで言えば放射線管
球、被写体の動き、増感用の蛍光性フイルム等に
よる周波数応答の劣化を補正し、さらに、人の視
覚特性に合わせて、空間周波数領域での強調をす
ることにより視覚的に見易い画像を得るような方
法と、再生画像中の診断に重要な部分を濃度で
0.5〜1.5程度の範囲にし、かつその濃度領域でコ
ントラストを上げる方法の２種類に大別される。
すなわち、空間周波数処理と、階調変換処理の２
つである。

［発明が解決しようとする課題］ところで、従来、周波数領域での強調を行なう
ために、特開昭56−138735号公報に示されるよう
に、式(1)の方法が用いられている。

Ｄ＝Dorg＋β（Dorg−Dus） …(1) ここで、βは強調係数、Dorgは原画像信号、
Dusは原画信号Dorgの非鮮鋭マスク信号である。

この方法はある空間周波数以上を強調するため
に、各走査点で原画像の低空間周波数成分に対応
する非鮮鋭マスク信号Dusを求め、原画信号
Dorgから減算することにより高空間周波数成分
を求め、それを原画信号Dorgに加えることで実
現している。

この方法で原画フイルタを形成すると、第１図
ａ，ｂのようなフイルタを実現することができ
る。即ち、空間周波数領域である範囲ａ，ｂで大
きく変化し、その他ではあまり変化しないような
フイルタで、かつその範囲ａ，ｂでの変化の割り
合いも非鮮鋭マスク信号Dusの特性のものだけで
ある。

従つて、画像取得系の補正のための任意の形の
フイルタをこの方法で実現し、画像取得系の平均
伝達関数を補正するには、式(2)のように非鮮鋭マ
スク信号Dusを複数個求める必要があるが、演算
時間が非常に長くなり実用的でない。

Ｄ＝Dorg＋β1（Dorg−Dus）＋ β2（Dorg−Dus2）＋ …(2) または、非鮮鋭マスク信号Dusを求めずに、こ
れを実現するには、式(3)を用いることがよく知ら
れている。

即ち、第２図に示すように、原画像１の例えば
横方向にＩ番目と、縦方向にＪ番目の画素２につ
いて、画素２を中心とする横方向−ｋ／２〜ｋ／
２と縦方向−ｌ／２〜ｌ／２の範囲で、Ｉ，Ｊを
中心に画像全部についてそれぞれたたみ込み関数
に全部乗算を行ない、それを加えたものが結果
で、いわゆる２次元のたたみ込み演算を行ない新
しい画像２′を得ている。この方法は原画像１の
画素の全てについて行なわれる。

しかし、この方法では第２図に示すように、演
算回数が非常に大きなものとなる。

一例として、画像の縦の画素数をＭ画像の横の画素数をＮたたみ込み関数ｈの縦の大きさをｋたたみ込み関数ｈの横の大きさをＬとする
と、画素当りＫ×Ｌ回の乗算、加算の演算及び画像
情報へのアクセスが必要であり、画像全体に対し
ては、（Ｋ×Ｌ）×（Ｍ×Ｎ）回となる。

例えば、放射線画像の場合、Ｋ＝10〜60、Ｌ＝
10〜60、Ｍ＝1000〜2000であるとすれば、最大の
場合、60×60×2000×2000＝144×100×10⁶回と
なる。

従つて、１回の画像情報へのアクセス、乗算、
加算の演算を、例えば100nsec（100×10^-9sec）で
行なうとしても、1440秒＝24分程度かかる。１日
８時間で数百枚の画像を処理するためには実用的
ではない。

また、放射線画像を得る系の周波数特性は通常
第３図のような形になり、この周波数特性を補正
するには第４図のようになめらかに変化する周波
数特性を持つ空間フイルタであれば、系の平均伝
達関数を補正したとき特性が第５図のようになり
最適である。即ち、放射線画像の重要な周波数成
分０から1.0lp／mmの範囲の系の応答がほぼ1.0と
なつている。一方、第１図のような単純な形のフ
イルタでは、補正をこのように正確に行なうこと
ができない。

この発明はかかる実情に鑑みなされたもので、
前記の問題点を解決し、任意形のフイルタを現実
性のある速度で実行し、しかもより診断性の良い
画像を得る放射線画像処理方法を提供することを
目的としている。

［課題を解決するための手段］前記課題を解決するために、この発明の放射線
画像処理方法は、放射線画像を走査して、放射線
画像情報を読み出し、電気信号に変換した後、可
視像として再生するに当り、各走査のそれぞれの
画素毎に、一次元の所定範囲のたたみ込み関数を
それぞれ乗算し、このそれぞれの値を加算するた
たみ込み演算を所定の画像について行ない、これ
が終了すると再び前記画素毎に前記一次元と直角
な方向の一次元の所定範囲のたたみ込み関数をそ
れぞれ乗算し、このそれぞれの値を加算するたた
み込み演算処理を行ない、さらに前記たたみ込み
関数の最大応答の周波数を画素毎に変化させ、及
び／または最大応答の周波数における応答を画像
信号の大きさに応じて画素毎に変化させて、画像
を補正することを特徴としている。

［実施例］以下、この発明を放射線としてＸ線を使用した
実施例について添付図面に基き詳細に説明する。

第６図はこの発明の放射線画像処理方法による
補正の方法を示している。なお、この放射線画像
処理方法において、横方向と縦方向の演算の順序
を入れかえてもよいことはいうまでもない。

この方法はＸ像画像において、たたみ込み演算〓〓ｈ（ｌ，ｍ）×Ｄ（Ｉ＋ｌ，Ｊ＋ｍ）の回数
をへらし、かつ実用上ほとんど任意のフイルタを
実現することにある。

この発明はＸ線画像における空間フイルタとし
て、 Dx（Ｉ，Ｊ）＝〓hx（ｌ）×Ｄ（Ｉ＋ｌ，Ｊ） Dxy（Ｉ，Ｊ）＝〓hy（ｌ）×Dx（Ｉ，Ｊ＋ｌ）という一次元の横、これに直角な方向の一次元
の縦のｘ，y2軸方向のたたみ込み演算により、
前記の２次元たたみ込み(3)式と同等の性能を実現
している。

この方法では第６図ａに示すように、原画像６
１の例えば横方向にＩ番目と、縦方向にＪ番目の
画素６２について、たたみ込み範囲を近傍の横ｘ
方向−Ｌ／２〜Ｌ／２と縦方向−Ｋ／２〜Ｋ／２
の全部について行なわないで、画素６２を中心と
する横ｘ方向と縦ｙ方向についてのみ行なうよう
にしている。

即ち、画素６２上に第６図ｂに示す横ｘ方向の
所定のたたみ込み関数hxを合せて、画素６２と
たたみ込み関数hxのそれぞれのたたみ込み関数
hx１，hx２，hx３…を、例えば60個を掛け、こ
のそれぞれの値を加算してたたみ込み演算を行な
う。

そして、これを第６図ａの画素６３，６４…に
ついて同様に行なう。これが原画像６１について
終了すると、次に第６図ｃの縦方向の所定のたた
み込み関数tyを用いて、それぞれのたたみ込み関
数hy１，hy２，hy３…を、画素６２，６３，６
４…について同様にたたみ込み演算を行ない、第
６図ｄに示す新しい画素６２′，６３′，６４′…
を得ている。この処理を画像全体に行ない処理画
像を得る。

この方法によれば、２次元のたたみ込み(3)式と
は空間周波数の高域において変調伝達関数が大き
く異なるにもかかわらず、ほとんど視覚的に同等
の性能を有する。

また、演算回数は、この方法によれば（Ｌ＋
Ｋ）×（Ｎ×Ｍ）回となり、例えば前記と同様に計
算すると、Ｌ＝Ｋ＝60として約1/30の48秒程度と
なる。

ここで具体的なフイルタhx，hyの求め方を説
明する。

まず、画像取得系の周波数応答を知る必要があ
るが、Ｘ線撮影系では、略第４図の曲線ａ〜ｄの
いずれかにほぼ代表されるので、これを適宜選択
するようにしておく。または、画像処理系の特性
をe^-(f/2a)2で近似して、2aを指定するようにして
おいても、ほぼ同様な結果が得られる。

ｆ：1p／mm 2a：応答が１／ｅになる周波数ｅ：自然対数の低そして、その周波数応答値の逆数をフイルタの
応答とする。

ここで、第７図で示すフイルタが得られるが、
適当なＱ（1.5〜6.0）以上にフイルタの応答がな
る部分では、ＢのようにＱの値にするか、または
Ｃの値のように空間周波数で３〜51p／mmに向つ
て、次第に０になるようにしてもよい。hx，hy
の組み合わせは、種々であるが、ここではhx＝
hy、即ち、画像の周波数成分がＸ，Ｙでほぼ等
しい場合で説明する。

次に、第７図で得られた周波数応答の平方根を
とり、これをhx，hyの周波数応答とし、第８図
に示す。

さらに、これを逆フーリエ変換し、hx，hyの
実領域での計数を求める。

以上の計算は、第３図の曲線ａ，ｂ，ｃ，ｄが
選択された時に、その都度計算してもよいが、望
ましくは前もつて計算しておいて、ROM、また
はフロツピーデイスク等に記憶しておき、単に読
み出すだけにしておいた方が、一々計算する時間
を省くことができる。

また、Ｑの値は、診断者の好みにより個人差が
あるがほぼ2.0〜4.0程度が良いということが知ら
れている。

第９図ａ，ｂは、Ｑを色々変化させて20人の医
師の判断をグラフにしたものである。

〇は原画より判断がしやすい（＋１） △は原画と同じ（０） ×は原画より判断がしにくい（−１）で点数を表わしている。

このようにして得たフイルタの周波数応答が前
記第５図に示すものである。

このフイルタは画像の細かな所まで、良く補正
しているがザラツキが目立つことが解つた。

この原因はＸ線画像においては、画像情報のほ
とんどが空間周波数0.51p／mm以下のところにあ
り、それ以上の空間周波数では画像情報はあるも
のの雑音の割合が大きいということによることが
判明した。

従つて、第１０図に示すように、0.5〜1.01p／
mm以上の空間周波数では、強調の度合を弱くして
空間周波数領域での強調をすることで良い結果を
得ることが出来る。

即ち、前記の説明で第７図の周波数fpを求める
のにＱを設定し、そのＱに達する周波数fpから以
上をＢまたはＣのようにしたが、逆に周波数fpを
0.5〜1.01p／mmに設定し、その時の周波数応答を
Ｑとして、それ以上の周波数でＢまたはＣのよう
に次第に低下させてゆくことがよいことがわかつ
た。

しかし、画像を得る系によつては、この空間周
波数応答のＱの最大値を３倍以上にしなければ補
正できない場合がある。

この場合は、常にこの種のフイルタを用いる
と、画像に本来ない疑像が生じる場合がある。例
えばバリウム造影剤を使つた胃のＸ線画像の信号
の大きさ（濃度）にかかわらず空間周波数特性の
Ｑを一定にして前記処理を行なうと、多量に造影
剤が入つた低信号の広い面積の部分が必要以上に
強調されて白い縁や真黒の帯等の疑像が発生し、
画像品位を落してしまう。また、低画像信号レベ
ルでのザラツキが目立ち画像品位を落としてしま
う。

これらの疑像の発生を防ぐためには、第１１図
ａ，ｂ，ｃに示すような処理が有効である。

即ち、第１１図ａは疑像の発生を防止するため
に、空間周波数特性のＱを画像信号Ｓの大きさに
応じ、原画像信号Ｓの弱い所Ｓ１以下では小さ
く、本来多くの信号をもつ信号の範囲では大きく
し、また強い部分Ｓ２以上では小さくした例であ
る。

そして、曲線Ａは滑らかに変化させた場合を示
し、曲線ＢはＳ１，Ｓ２で折れまがるようにした
ものであるが、両者の差はほとんど見られなかつ
た。この例の場合、原画像信号の弱い部分では、
Ｑを小さくして画像のザラツキを小さくしてい
る。また、原画像信号の強い部分Ｓ２以上でＱを
落とし、黒縁や白縁の発生を防いでいる。

具体的には、低信号部と高信号部が画像全体の
多くの部分を占め、かつこの領域が診断上重要で
なく中信号部が特に診断上重要であるもの、例え
ば胆のう造影、肝臓造影がこの場合であり、雑音
等が強調されると診断の妨げになるので、これら
以外の中信号部のみを強調することが望ましい場
合が、この第１１図ａの例である。

また、胸部正面撮影の場合、たたみ込み関数ｈ
の特性を固定すると、背骨や心臓部分の低信号域
での雑音が増大し、視覚的に非常に目立ち画像品
位を落とし、診断性を劣化させる。

この場合たたみ込み関数ｈの周波数応答のＱに
ついて背骨や心臓部分の低信号域で小さくし、肺
の部分の高信号域で大きくすれば、雑音を抑える
ことができる。

これが第１１図ｂの場合である。

第１１図ｃに示すものは、血管造形、リンパ管
造形のような低信号域での診断が重要で、その領
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。

これらの一例として、胸部正面撮影において、
第１１図ａの周波数応答のＱを用いる場合を説明
する。

胸部正面撮影の画像のヒストグラムは第１２図
のような形をしている。Ｕは背骨の部分，Ｖは心
臓の部分、Ｗは肺野部を示しており、一般の撮影
では主に肺野部Ｗに関心があり、背骨の部分Ｕ，
心臓の部分Ｖの部分はそれほど重要ではないが、
ある程度形状が解読できれば良いといわれてい
る。そこで、第１１図ａで示したような原画像信
号の下位置Ｓ１と上位置Ｓ２とを、このヒストグ
ラムから決定することができる。この下位置Ｓ１
以下及び上位置Ｓ２以上は、余り補正する必要が
ない。即ち、下位置Ｓ１以下はＳ／Ｎが悪く、ま
た上位置Ｓ２以上はＳ／Ｎが良いが、強調すると
前記した白縁や黒縁が生じるおそれがある。この
下位置Ｓ１をmin＋（max−min）α１，α１は
（0.1〜0.5）程度にし、上位置Ｓ２をmin＋（max
−min）α２，α２は（0.8〜1.5）程度にしても
良い。また、ヒストグラムのルイ積が30〜50％に
なる点をＳ１、ヒストグラムのルイ積が全画像の
80〜90％になる信号強度の0.8〜1.5倍をＳ２にし
ても良い。

その他の部位においても、その部位のヒストグ
ラムより同様な方法でＳ１，Ｓ２を決定すること
ができるが、部位に応じてどんな部位を撮影され
たかを判別することは困難であるので、押しボタ
ン等で、選択されるようにしておくことで実現で
きる。

このように、Ｑの値を画像信号の強度により変
化させた場合、前記の第９図ａと同様な評価を行
なつたところ、第１３図ａに示す結果を得た。

この例は胸部Ｘ線画像で第１１図ａの例を評価
したものである。この場合Ｑはフイルタの最大の
周波数応答（Qm）を用いて表わしてある。これ
によると、第１３図ａ，ｂに示すようにＱの範囲
は３〜６程度であることがわかる。

いままでの説明では、フイルタが最大応答をす
る空間周波数fpを固定していたが、この空間周波
数fpを画像信号に対して変化させて、画質を改善
するために用いる。

例えば、第１４図に示すように、画像信号が弱
い部分では空間周波数fpを低くし、即ち、Ｓ／Ｎ
が悪い信号に対しては低空間周波数領域を補正
し、或程度Ｓ／Ｎが良い部分では、高空間周波数
まで補正する方法である。

また、第１０図の周波数fc、即ち、フイルタの
周波数応答が0.1程度になる周波数を画像信号に
応じて変化させることで画像のザラツキを抑える
効果がある。

即ち、第１５図ａ，ｂのように、原画信号、雑
音比の低い信号レベルでは空間周波数fcを小さく
し、Ｓ／Ｎの十分ある中から高信号レベルでは周
波数fcを高めに設定することで、低信号レベル部
の雑音を抑えることができる。

また、前記第１２図のように、高信号レベル部
で再び空間周波数fcを上げると低信号レベルから
高信号レベルに急激に変化している画像に対して
疑像の発生を抑え、かつ診断に影響する部分を充
分に補正することが可能である。

さらに、第１６図に示すように周波数応答のＱ
を変化させることを同時に行なうと、さらに効果
があることはいるまでもない。

前記したように、この発明の主目的は画像を得
る系の平均伝達関数の補正を行ない、診断性の良
い画像を提供することにあるが、さらに、前記の
濃度領域の変換も同時に行なうことができる。

即ち、たたみ込み関数hx，hyの０空間周波数
特性を各画像信号の強度により、変化させること
でこれを実現することができる。

Ｐ＝〓hx×〓hy …(D) なるＰを画像信号に応じて変化させることがそ
れである。

第１７図ａに示すＤは、前記Ｐが常数1.0の時
の０空間周波数に対しての画像信号の応答を示し
ているが、普通Ｘ線画像の再生には曲線Ｅのよう
に診断に重要な部分Ｆのコントラストを上げ、そ
れ以外の部分のコントラストを落すことが行なわ
れている。

写真フイルムでは示性曲線がこれにあたる。

この方法では得たい示性曲線をＥとすると、Ｐ
を第１７図ｂのようにＥ／ＤなるＥ１を与えるこ
とで実現している。

まず、たたみ込み関数ｈの周波数特性を第１６
図のように決定し、次のそのたたみ込み関数ｈに
このＰを乗じて使用するたたみ込み関数ｈを決定
する。

このＰはＰ＝Px〓hx×Py〓hyで、Px＝Py＝
Ｐとしても良いし、Px＝１，０、Py＝Ｐとして
も良いが、Ｅ／Ｄを簡単に決定できるのは後者で
あり、たたみ込み関数hx，hyの設計も楽になる。

また、この発明の他の目的は、画像が非等方的
な周波数応答、即ち、画像の縦方向及び横方向に
異なる周波数応答をもつ系を通過した場合、例え
ば段層撮影等によるＸ線画像をも補正することに
ある。

ここでいう断層撮影では、第１８図に示すよう
に、被写体４１の一定面内でＸ線源４２から常に
同一点Ｏを通過するＸ線が常にＸ線検出器４３、
例えばフイルムの蛍光体等の同一時に到達するよ
うにし、他の被写体４１の他面では、Ｘ線検出器
４３の他の部分に到達するようにして（V₂ l₁
＝−V₁ l₂としてＸ線を照射しながら移動させる）
被写体４１の断面の像を得るものである。

このような系の場合、Ｘ方向，Ｙ方向の周波数
応答がそれぞれ異なるため、それぞれ別にたたみ
込み関数hx，hyを用いることが診断性能を上げ
ることがわかつた。

即ち、第１９図に示すように、被写体がｙ方向
に相対的に移動している場合、たたみ込み関数
hxの強調周波数をhyよりも下げ、強調度QyはQx
よりも大きくすることにより、この非等方性を補
正することができる。そして、前記したようにこ
れにＱ，fc，fp，Ｐの変化も同時に追加できるこ
とはいうまでもない。

［発明の効果］この発明は前記のように、各走査のそれぞれの
画素毎に、規定された所定範囲で、かつ所定の順
序でたたみ込み演算処理を所定の画像について行
なうようにしたから、任意形の空間フイルタを現
実性のある速度で実行することができ、画像補正
が可能になる。

さらに、たたみ込み関数の最大応答の周波数を
画素毎に変化させ、及び／または最大応答の周波
数における応答を画像信号の大きさに応じて画素
毎に変化させるから、適切な画像補正が可能で、
診断性の良い画像を得ることができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は従来の空間周波数フイルタの特性例を
示す図、第２図はたたみ込み演算の説明図、第３
図は放射線画像を得る系の代表的な周波数特性
図、第４図はこの発明のフイルタの周波数特性の
例を示す図、第５図は補正されたときの周波数特
性を示す図、第６図はこの発明のたたみ込み方法
の説明図、第７図及び第８図はこの発明のフイル
タの周波数特性の例を説明する図、第９図は処理
に対する医師の評価を示す図、第１０図はこの発
明のフイルタの周波数特性例を示す図、第１１図
は画像信号に対するＱの変化例を示す図、第１２
図は胸部Ｘ線画像のヒストグラム例を示す図、第
１３図は他の処理に対する医師の評価を示す図、
第１４図は画像信号に対するfpの変化例を示す
図、第１５図は画像信号に対するfcの変化例を示
す図、第１６図は画像信号に対するフイルタ特性
例を示す図、第１７図は階調処理方法の説明図、
第１８図は断層撮影方法の説明図、第１９図は非
等方フイルタ周波数特性を示す図である。１，１′，６１，６１′…画像、２，２′，６２，
６３，６４，６２′，６３′，６４′…画素、Ａ…
横方向の所定範囲のたたみ込み関数、Ｂ…縦方向
の所定範囲のたたみ込み関数。

Claims

【特許請求の範囲】

１放射線画像を走査して、放射線画像情報を読
み出し、電気信号に変換した後、可視像として再
生するに当り、各走査のそれぞれの画素毎に、一
次元の所定範囲のたたみ込み関をそれぞれ乗算
し、このそれぞれの値を加算するたたみ込み演算
を所定の画像について行ない、これが終了すると
再び前記画素毎に前記一次元と直角な方向の一次
元の所定範囲のたたみ込み関数をそれぞれ乗算
し、このそれぞれの値を加算するたたみ込み演算
処理を行ない、さらに前記たたみ込み関数の最大
応答の周波数を画素毎に変化させ、及び／または
最大応答の周波数における応答の画像信号の大き
さに応じて画素毎に変化させて、画像を補正する
ことを特徴とする放射線画像処理方法。