JPH0969157A - Method for processing radiation image - Google Patents
Method for processing radiation imageInfo
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- JPH0969157A JPH0969157A JP7225203A JP22520395A JPH0969157A JP H0969157 A JPH0969157 A JP H0969157A JP 7225203 A JP7225203 A JP 7225203A JP 22520395 A JP22520395 A JP 22520395A JP H0969157 A JPH0969157 A JP H0969157A
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Landscapes
- Image Processing (AREA)
- Radiography Using Non-Light Waves (AREA)
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Abstract
Description
【0001】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、被写体各部を透過する
放射線の透過量に対応して形成される放射線画像の画像
信号に画像処理を施す放射線画像処理方法に関し、詳し
くは、例えば放射線像変換パネルが蓄積記憶した放射線
像を読み出して同サイズの診断性能に優れた放射線像を
再生するために、放射線像変換パネルを励起光で走査し
て該パネルの蓄積性蛍光体層が蓄積記憶している放射線
画像情報を輝尽発光光として取り出して光電変換により
画像信号を得た後、画像信号に画像処理を施す放射線画
像処理方法に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a radiation image processing method for performing image processing on an image signal of a radiation image formed corresponding to the amount of radiation transmitted through each part of an object, and more specifically, for example, radiation image conversion. In order to read the radiation image stored and stored in the panel and reproduce the radiation image of the same size with excellent diagnostic performance, the radiation image conversion panel is scanned with excitation light and the storage phosphor layer of the panel stores and stores the radiation image. The present invention relates to a radiation image processing method of taking out radiation image information as stimulated emission light, obtaining an image signal by photoelectric conversion, and then performing image processing on the image signal.
【0002】[0002]
【従来の技術】上述の放射線画像処理方法として、放射
線像変換パネルを励起光で走査して得られた画像信号
に、同じ強調割合の周波数処理強調を施すことが特開
昭55−163472号公報によって、画像信号の強
度に応じて強調割合を変化させた周波数処理強調を施す
ことが特開昭56−11038号公報によって、画像
信号の強度の代わりにその原因の放射線強度に応じて強
調割合を変化させた周波数処理強調を施すことが特開昭
60−188941号公報によって、それぞれ知られて
いる。また、画像信号に上述のような周波数処理強調以
外のノイズを除去するフィルタ処理を施すことも知られ
ている。2. Description of the Related Art As a radiation image processing method described above, Japanese Patent Laid-Open No. 55-163472 discloses that an image signal obtained by scanning a radiation image conversion panel with excitation light is subjected to frequency processing enhancement with the same enhancement ratio. According to Japanese Patent Laid-Open No. 56-11038, the emphasis ratio is changed according to the radiation intensity of the cause instead of the intensity of the image signal. It is known from Japanese Patent Laid-Open No. 60-188941 to apply changed frequency processing emphasis. It is also known to subject the image signal to filter processing for removing noise other than the above-described frequency processing enhancement.
【0003】の方法は、読み出し領域全体の画像の鮮
鋭性を高めるが、低信号部及び低線量部での画像のざら
つきが強調され過ぎることから視覚的にざらつきが非常
に目立つようになって、診断性能が低下し易いと言う問
題がある。及びの方法は、の問題を解決するもの
であるが、その代わりに低信号部及び低線量部以外の中
〜高信号部でのざらつきが強調され易くなるし、低信号
部及び低線量部の強調度が低いためにそれらの部分での
病変等が見落とされ易くなると言う問題がある。The method (1) enhances the sharpness of the image in the entire read-out area, but since the image roughness in the low signal portion and the low dose portion is overemphasized, the texture becomes very noticeable. There is a problem that the diagnostic performance is likely to deteriorate. The method of and is to solve the problem of, but instead, it becomes easy to emphasize the roughness in the middle to high signal part other than the low signal part and the low dose part, and the low signal part and the low dose part. Since the degree of emphasis is low, there is a problem that lesions and the like in those parts are easily overlooked.
【0004】[0004]
【発明が解決しようとする課題】本発明は、上述の従来
の放射線画像処理方法の問題に鑑みてなされたものであ
り、例えば放射線像変換パネルから読み出される画像領
域の中の注目すべき部分領域を診断性能に優れた状態で
再生できるようにし、それ以外の非注目部分領域のざら
つきを目立ちにくくする、放射線画像処理方法の提供を
目的とする。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made in view of the problems of the above-described conventional radiation image processing method, for example, a notable partial area in an image area read from a radiation image conversion panel. It is an object of the present invention to provide a radiographic image processing method capable of reproducing the image in a state in which it has excellent diagnostic performance, and making the roughness of other non-attention partial regions less noticeable.
【0005】[0005]
【課題を解決するための手段】本発明は、被写体各部を
透過する放射線の透過量に対応して形成される放射線画
像の画像信号に画像処理を施す放射線画像処理方法にお
いて、前記画像信号の領域を画像信号から求められる特
徴によって複数の部分領域に区分し、前記特徴の異なる
部分領域間で前記画像処理の条件を変えることを特徴と
する放射線画像処理方法にあり、この構成によって前記
目的を達成する。According to the present invention, there is provided a radiation image processing method for performing image processing on an image signal of a radiation image formed corresponding to an amount of transmission of radiation passing through each part of a subject. Is divided into a plurality of partial areas according to the characteristics obtained from the image signal, and the condition of the image processing is changed between the partial areas having different characteristics, and the object is achieved by this configuration. To do.
【0006】[0006]
【作用】即ち、本発明の放射線画像処理方法は、被写体
各部を透過する放射線の透過量に対応して形成される放
射線画像の画像領域を画像信号から求められる特徴によ
ってそれぞれ複数の画像信号を含む部分領域に区分し、
特徴の異なる部分領域間で画像処理の条件を変えるよう
にしているから、例えば部分領域の縦方向と横方向の画
像信号累積値が示す特徴によって区分した注目すべき部
分領域の画像信号には適当な強調割合の周波数処理強調
を施し、それ以外の付帯的な部分領域の画像信号にはノ
イズを除去するフィルタ処理を施すことによって、注目
すべき部分領域の画像は殆どざらつきを強調されること
なしに、鮮鋭性を強調され、それ以外の付帯的な部分領
域の画像はざらつきが目立ちにくくなるから、注目すべ
き部分領域の画像は診断性能の優れた状態に再生でき、
それ以外の付帯的な部分領域の画像は画像全体に与える
ざらつきの印象を減らして再生できる。That is, according to the radiation image processing method of the present invention, the image region of the radiation image formed corresponding to the amount of radiation transmitted through each part of the subject includes a plurality of image signals depending on the characteristics obtained from the image signals. Divided into partial areas,
Since the image processing conditions are changed between the partial regions having different characteristics, it is suitable for the image signal of the notable partial region divided by the features indicated by the image signal cumulative values in the vertical and horizontal directions of the partial regions, for example. By applying frequency processing enhancement with a different enhancement ratio and performing filter processing to remove noise on the image signals of other incidental partial areas, the image of the partial area of interest is hardly enhanced in roughness. On the other hand, the sharpness is emphasized, and the roughness of the images of the other auxiliary partial regions is less noticeable, so the images of the partial regions of interest can be reproduced in a state of excellent diagnostic performance,
Images in other auxiliary partial areas can be reproduced with a reduced impression of roughness given to the entire image.
【0007】[0007]
【実施例】以下、図面を参照して本発明を実施例に基づ
き説明する。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS The present invention will now be described based on embodiments with reference to the drawings.
【0008】図1は本発明の放射線画像処理方法を実施
する放射線画像記録装置の例を示す構成ブロック図、図
2は画像データをデジタル画像処理する部分のブロック
回路図、図3は放射線画像の部分領域決定方法の例を示
す説明図、図4は異なる部分領域決定方法を実施するC
PUの構成を示すブロック回路図である。FIG. 1 is a structural block diagram showing an example of a radiation image recording apparatus for carrying out the radiation image processing method of the present invention, FIG. 2 is a block circuit diagram of a portion for digitally image processing image data, and FIG. 3 is a radiation image. FIG. 4 is an explanatory diagram showing an example of a partial area determination method, and FIG.
It is a block circuit diagram which shows the structure of PU.
【0009】図1において、放射線発生源である例えば
X線照射装置1は被写体2に向けX線を照射し、被写体
2を透過したX線は例えば特開昭59−7500号公報
や特開昭61−72091号公報に記載されているよう
な放射線像変換パネル3に入射されて、該パネル3はそ
の蓄積性蛍光体層にX線像を蓄積記憶する。励起光源4
はX線像を蓄積記憶した放射線像変換パネル3を可視光
や赤外線等の励起光ビームにより走査露光して蓄積性蛍
光体層を輝尽発光させる。その輝尽発光光がそれ以外の
励起光等を除去するフィルタ5を通して光電変換器6に
入射され、それによって光電変換器6はX線像の電気信
号をアナログ/デジタル(A/D)変換部7に出力し、
A/D変換部7はデジタル画像データに変換して画像処
理装置8に出力する。In FIG. 1, an X-ray irradiator 1, which is a radiation source, irradiates an object 2 with X-rays, and the X-rays transmitted through the object 2 are disclosed, for example, in JP-A-59-7500. Upon incidence on a radiation image conversion panel 3 as described in JP 61-72091 A, the panel 3 stores and stores X-ray images in its stimulable phosphor layer. Excitation light source 4
Scans and exposes the radiation image conversion panel 3 storing and storing the X-ray image with an exciting light beam such as visible light or infrared light to stimulate the stimulable phosphor layer to emit light. The stimulated emission light is made incident on the photoelectric converter 6 through the filter 5 for removing other excitation light and the like, whereby the photoelectric converter 6 causes the electric signal of the X-ray image to be converted into an analog / digital (A / D) converter. Output to 7,
The A / D conversion unit 7 converts the digital image data and outputs the digital image data to the image processing device 8.
【0010】A/D変換部7は図2に示したように、光
電変換器6の出力電流を電流/電圧変換器7Aで電圧信
号に変換して、それを増幅器7Bで増幅した後、A/D
変換器7Cでデジタル画像データに変換し、制御回路7
Dを介して画像処理装置8に出力する。ここで、増幅器
7Bは対数増幅器であってもよい。制御回路7Dは、電
流/電圧変換器7A及び増幅器7Bの利得調整と、A/
D変換器の入力ダイナミックレンジ調整とを行うと共
に、放射線画像情報の読取ゲインを総合的に調整し、所
定タイミングにて画像処理装置8に画像データを転送す
る。As shown in FIG. 2, the A / D converter 7 converts the output current of the photoelectric converter 6 into a voltage signal by the current / voltage converter 7A, amplifies the voltage signal by the amplifier 7B, and then A / D
The converter 7C converts the digital image data, and the control circuit 7
It is output to the image processing device 8 via D. Here, the amplifier 7B may be a logarithmic amplifier. The control circuit 7D adjusts the gain of the current / voltage converter 7A and the amplifier 7B, and
The input dynamic range of the D converter is adjusted, the reading gain of the radiation image information is adjusted comprehensively, and the image data is transferred to the image processing device 8 at a predetermined timing.
【0011】図1の画像処理装置8は画像領域区分手段
である後述の解剖学的領域決定手段9と画像処理手段1
0を備え、具体的には図2に示したように中央演算処理
部(以下、CPUと言う)21とそれに接続した以下の
各種部材とから構成されている。The image processing apparatus 8 shown in FIG. 1 includes an anatomical area determining means 9 and an image processing means 1 which will be described later and are image area dividing means.
0, specifically, as shown in FIG. 2, it is composed of a central processing unit (hereinafter referred to as CPU) 21 and the following various members connected thereto.
【0012】表示制御部23により制御されて表示する
確認用モニタ22とフレームメモリ制御部25により制
御されてA/D変換部7からのデジタル画像データ等画
像処理用データを記憶するフレームメモリ24とが並列
に画像バスVBを介しCPU21に接続されている。被
写体2の識別情報(氏名、性別、生年月日等)を入力す
るキーボード26とその入力情報を表示する表示装置2
7とが並列にインターフェース28を介しCPU21に
接続されている。CPU21にタイミング制御信号を出
力するタイミング制御部29もシステムバスSBを介し
接続されていて、タイミング制御部29はタイミング制
御信号を前述の被写体2へのX線照射のためアダプタ3
0を介しX線照射装置1のX線制御部にも出力すると共
に、前述のデジタル画像データの画像処理装置8への転
送のためA/D変換部7の制御回路7Dにも出力する。A confirmation monitor 22 which is controlled and displayed by the display controller 23 and a frame memory 24 which is controlled by the frame memory controller 25 and stores image processing data such as digital image data from the A / D converter 7. Are connected in parallel to the CPU 21 via the image bus VB. A keyboard 26 for inputting identification information (name, sex, date of birth, etc.) of the subject 2 and a display device 2 for displaying the input information.
7 and 7 are connected in parallel to the CPU 21 via the interface 28. A timing control unit 29 that outputs a timing control signal to the CPU 21 is also connected via the system bus SB, and the timing control unit 29 transmits the timing control signal to the aforementioned subject 2 for X-ray irradiation of the subject 2 by the adapter 3.
It is also output to the X-ray control unit of the X-ray irradiation device 1 via 0, and is also output to the control circuit 7D of the A / D conversion unit 7 for transferring the above-mentioned digital image data to the image processing device 8.
【0013】システムバスSBによってタイミング制御
部29と並列に、磁気メモリ制御部32に制御されて未
処理の画像データや画像処理された画像データを記録す
る磁気メモリ31もCPU21に接続されている。画像
データは、図2に破線で示したように外部の光ディスク
装置や磁気テープ装置に記録させるようにしてもよい。
またタイミング制御部29と並列に、例えば画像出力装
置11やホストコンピュータと言った外部機器に対する
I/Oインタフェース33と制御プログラム等を記憶し
たROM34もCPU21に接続されている。A magnetic memory 31 for recording unprocessed image data or image processed image data under the control of the magnetic memory control unit 32 is also connected to the CPU 21 in parallel with the timing control unit 29 by the system bus SB. The image data may be recorded in an external optical disk device or magnetic tape device as shown by the broken line in FIG.
Further, in parallel with the timing control unit 29, an I / O interface 33 for an external device such as the image output device 11 and a host computer, and a ROM 34 storing a control program and the like are also connected to the CPU 21.
【0014】このCPU21が図1の解剖学的領域決定
手段9と画像処理手段10を備えていて、システムバス
SBを介してROM34から制御プログラムを読み込む
と共に、画像バスVBとフレームメモリ制御部25を介
してフレームメモリ24からオリジナル画像データを読
み込んで、制御プログラムに従い以下述べるような画像
領域の区分と、区分された部分領域間で条件を変えた画
像処理とを行う。The CPU 21 is provided with the anatomical region determining means 9 and the image processing means 10 of FIG. 1, reads the control program from the ROM 34 via the system bus SB, and also connects the image bus VB and the frame memory control section 25. The original image data is read from the frame memory 24 via the frame memory 24, and the image areas are divided according to the control program as described below, and the image processing is performed under different conditions between the divided partial areas.
【0015】前述のように放射線像変換パネル3から読
取られたX線画像が図3のAに示したような胸部画像で
あった場合、その画像データには斜影を施したa部のよ
うな全く不要な部分が存在する。また、診断を必要とす
る範囲が破線で囲んだ肺野部であった場合には、a部と
肺野部との中間部分も準不要部分と言うことになる。し
かるに、前述の従来の放射線画像処理方法のように、全
体の画像データを一律な条件で画像処理すると、準不要
部分や不要部分によって肝心の肺野部が鮮鋭性や粒状性
の低下した診断性能の劣ったものになることがあるか
ら、CPU21は解剖学的領域決定手段9で放射線像変
換パネル3から読み取られた画像データにより肺野部領
域とそれ以外の領域を決定し、画像処理手段10で画像
データに肺野部領域とそれ以外の領域とで異なる条件の
画像処理を施すことによって、肺野部のみ鮮鋭性を上
げ、それ以外の部分の粒状性を上げることで診断性能を
向上させ、かつ画像全体に与えるざらつきの印象を減ら
した再生を可能にする。As described above, when the X-ray image read from the radiation image conversion panel 3 is the chest image as shown in FIG. 3A, the image data is like a shaded portion a. There is a completely unnecessary part. Further, when the range requiring diagnosis is the lung field surrounded by a broken line, the intermediate part between the part a and the lung field is also called a semi-unnecessary part. However, like the conventional radiation image processing method described above, when the image data of the entire image is image-processed under uniform conditions, the diagnostic performance in which the lung field of the core is reduced in sharpness and graininess due to semi-unnecessary portions and unnecessary portions The anatomical region determining means 9 determines the lung field region and other regions by the image data read from the radiation image conversion panel 3, and the image processing means 10 By performing image processing on the image data under different conditions in the lung field area and other areas, the sharpness is increased only in the lung field area and the granularity in other areas is increased to improve the diagnostic performance. In addition, it enables reproduction with a reduced impression of roughness on the entire image.
【0016】図3によって解剖学的領域決定手段9の肺
野部領域決定方法を説明すると、以下の(1)〜(7)
の処理を行って決定する。The lung field region determining method of the anatomical region determining means 9 will be described with reference to FIG. 3, and the following (1) to (7) will be described.
The processing is performed to determine.
【0017】(1)図3Aの範囲の画像データの中の全
体に対して画像処理に影響が小さい例えば画像領域の
上、下端からそれぞれ約1/3の領域の上部と下部とを
除くようにして、その中間部分の縦方向のプロジェクシ
ョン値(画像データの一方向の累積値)を図3のBに示
したように求める。(1) The entire image data in the range of FIG. 3A has a small influence on the image processing. For example, the upper part and the lower part of the region about 1/3 from the upper and lower ends of the image region are excluded. Then, the vertical projection value (cumulative value in one direction of the image data) of the intermediate portion is obtained as shown in B of FIG.
【0018】(2)図3Bのプロジェクション値曲線の
中央1/3の範囲(図3AのX/3〜2X/3の範囲)
でプロジェクション値が最小値PCを示すX方向位置を
正中線のコラムXCとする。(2) Center 1/3 of the projection value curve of FIG. 3B (X / 3 to 2X / 3 of FIG. 3A)
Then, the position in the X direction at which the projection value shows the minimum value PC is defined as the column XC of the midline.
【0019】(3)図3Aの範囲の右側及び左側の1/
3のコラム(図3Aの0〜X/3の範囲と2X/3〜X
の範囲)に対応する図3Bのプロジェクション値曲線を
それぞれ中央側から外側即ち左側及び右側に向かって移
動して各移動点のプロジェクション値と後述の閾値T
R、TLとを比較し、プロジェクション値が最初に後述
の閾値TR、TL以下になったX位置のXR、XLを肺
野部領域の左端及び右端として決定する。(3) 1 / on the right and left sides of the range of FIG. 3A
3 columns (range 0-X / 3 and 2X / 3-X in FIG. 3A)
3B corresponding to the projection value curve of FIG. 3B from the center side to the outside, that is, the left side and the right side, respectively.
R and TL are compared with each other, and XR and XL at the X position where the projection value first becomes less than or equal to threshold values TR and TL described below are determined as the left end and the right end of the lung field region.
【0020】閾値TR、TLは、図3Bのプロジェクシ
ョン値曲線における正中線XCの最小値PCと、その左
側と右側の極大値PRXとPLXから、下記式によって
求められる。The thresholds TR and TL are calculated from the minimum value PC of the median line XC in the projection value curve of FIG. 3B and the local maxima PRX and PLX on the left and right sides thereof by the following formula.
【0021】 TL={(K1−1)×PLX+PC}/K1 TR={(K2−1)×PRX+PC}/K2 なお、K1、K2は定数であり、例えばK1=K2=5
に設定される。TL = {(K1-1) × PLX + PC} / K1 TR = {(K2-1) × PRX + PC} / K2 Note that K1 and K2 are constants, for example, K1 = K2 = 5.
Is set to
【0022】(4)例えば図3Aの正中線XCから左端
までの間の画像データにより右胸部の横方向のプロジェ
クション値を図3のCのように求める。(4) For example, the projection value in the lateral direction of the right chest is obtained as shown in C of FIG. 3 from the image data from the midline XC to the left end of FIG. 3A.
【0023】(5)図3Cのプロジェクション値曲線を
中央部(図3AのY/2位置)から上方と下方に向かっ
てそれぞれ移動して各移動点のプロジェクション値を後
述の上方移動点に対する閾値TTまたは下方移動点に対
する閾値TBと比較し、上方移動点のプロジェクション
値が最初に閾値TT以下になったY位置のYTと下方移
動点のプロジェクション値が最初に閾値YB以下になっ
たY位置のYBを求めて、YTを右肺野部の上端、YB
を下端と決定する。(5) The projection value curve of FIG. 3C is moved upward and downward from the central portion (Y / 2 position in FIG. 3A) to change the projection value of each moving point to a threshold value TT for the upper moving point described later. Or, as compared with the threshold value TB for the downward moving point, the YT at the Y position where the projection value at the upward moving point first becomes equal to or less than the threshold value TT and the YB at the Y position where the projection value at the downward moving point first becomes equal to or less than the threshold value YB. , YT is the upper end of the right lung field, YB
Is determined as the bottom edge.
【0024】閾値TT、TBは、Y/4〜Y/2とY/
2〜4Y/5の範囲でそれぞれ求められる図3Cのプロ
ジェクション値の最大値PTXとPBX及び、それら最
大値のY位置より上方または下方でそれぞれ求められる
プロジェクション値の最小値PTNとPBNとから、下
記式によって求められる。The threshold values TT and TB are Y / 4 to Y / 2 and Y /
From the maximum values PTX and PBX of the projection values of FIG. 3C which are respectively obtained in the range of 2 to 4Y / 5 and the minimum values PTN and PBN of the projection values which are obtained above or below the Y position of the maximum values respectively, Calculated by the formula.
【0025】 TT={(K3−1)×PTX+PTN}/K3 TR={(K4−1)×PBX+PBN}/K4 なお、K3、K4は定数であり、例えばK3=10、K
4=6に設定される。TT = {(K3-1) × PTX + PTN} / K3 TR = {(K4-1) × PBX + PBN} / K4 Note that K3 and K4 are constants, for example, K3 = 10 and K.
4 = 6 is set.
【0026】(6)図3Aの正中線XCから右端までの
間の画像データについても前記(4)、(5)と同様に
行って左肺野部の上端と下端を決定する。(6) The upper and lower ends of the left lung field are determined in the same manner as in (4) and (5) for image data from the midline XC to the right end of FIG. 3A.
【0027】(7)求められた右肺野部と左肺野部の上
端と下端をそれぞれ比較して、そのうちの上方に位置す
る上端と下方に位置する下端を肺野部領域の上端及び下
端と決定する。(7) The obtained upper and lower ends of the right lung field and the left lung field are respectively compared, and the upper end located above and the lower end located below are compared with the upper end and the lower end of the lung field region. To decide.
【0028】以上により肺野部領域が決定される。The lung field region is determined as described above.
【0029】上述の例に限らず、図3BのXRより左と
XLより右のプロジェクション値の極小値のX位置を肺
野部領域の右端及び左端とし、図3Cのプロジェクショ
ン値PTNとPBNのY位置を右肺野部または左肺野部
の上端及び下端として肺野部領域の上端と下端を求めて
もよい。また例えば、被写体2がペースメーカー使用患
者や片肺患者のときのように、肺野部の画像が左右で大
きく異なる場合は、左右の肺野部領域の上端と下端の
うち少なくとも大きく異なる方については平均値または
中央部側の値を上端または下端と決定するか、図2の
画像モニタ22等を利用して肺野部領域を指定するか、
異なる数種類の方法で肺野部領域を求めて、それらの
平均領域或いは最も中央部側の領域を肺野部領域とする
ことによって、肺野部画像の診断性能が低下することを
防止できる。Not limited to the above example, the X positions of the minimum projection values to the left of XR and to the right of XL in FIG. 3B are defined as the right and left ends of the lung field region, and the projection values PTN and PBN in FIG. 3C are Y. The upper and lower ends of the lung field region may be obtained by using the positions as the upper and lower ends of the right lung field part or the left lung field part. Further, for example, when the subject 2 is a patient using a pacemaker or a single lung patient, and the images of the lung field greatly differ from left to right, at least one of the upper end and the lower end of the left and right lung field regions is Whether the average value or the value on the center side is determined as the upper end or the lower end, or the lung field region is designated using the image monitor 22 of FIG.
It is possible to prevent the diagnostic performance of the lung field image from deteriorating by determining the lung field region by several different methods and setting the average region or the region closest to the center to the lung field region.
【0030】また画像の鮮鋭性を向上させる部分領域を
決定するのは、例えばCPU21に図4に示した構成の
ものを用いて、画像データを2値化することによっても
実施できる。それによれば、オリジナルの画像データは
まず2値化部42で所定の閾値と比較されて2値化さ
れ、画素毎に識別符号を付与される。例えば閾値以上の
画素には識別符号1が付与され、閾値未満の画素には識
別符号0が付与される。The partial area for improving the sharpness of the image can be determined by binarizing the image data using, for example, the CPU 21 having the configuration shown in FIG. According to this, the original image data is first binarized by being compared with a predetermined threshold value in the binarization unit 42, and an identification code is given to each pixel. For example, the identification code 1 is given to the pixels equal to or more than the threshold value, and the identification code 0 is given to the pixels less than the threshold value.
【0031】閾値は閾値設定部41で設定され、閾値の
初期値は画像領域の画像データから設定される。例え
ば、関心領域としての肺野部領域の最大画像データ(最
大信号値)を検出するためには、2値化のための閾値を
大きい方から徐々に最適な閾値方向に減少させる必要が
あるので、初期値としては、被写体から外れた部分の多
くを排除したような有効画像領域の略中央部の8×8の
画素の最大信号値に100を加算したものを決定する。The threshold is set by the threshold setting unit 41, and the initial value of the threshold is set from the image data of the image area. For example, in order to detect the maximum image data (maximum signal value) of the lung field region as the region of interest, it is necessary to gradually decrease the threshold value for binarization from the larger value toward the optimum threshold value direction. The initial value is determined by adding 100 to the maximum signal value of the 8 × 8 pixels in the substantially central portion of the effective image area that excludes most of the portion outside the subject.
【0032】閾値を最適閾値方向に徐々に減少させる場
合は、初期値を最適閾値よりも大きい値にすればよいか
ら、画像領域全体の信号値の最大値を初期値としても良
いが、それは初期値と最適閾値との差が大きくて処理時
間が長くなるので好ましくない。初期値の設定方法の他
例として、有効画像領域の略中央部の数ラインの素抜け
部を除いた画像データの極大値を求め、それを初期値に
設定する方法、有効画像領域内の信号値のヒストグラム
を求め、そのヒストグラムの素抜け部を除いた最大値を
初期値に設定する方法、累積ヒストグラムの所定パーセ
ントの信号値を初期値に設定する方法等がある。When the threshold value is gradually decreased toward the optimum threshold value, the initial value may be set to a value larger than the optimum threshold value. Therefore, the maximum value of the signal values of the entire image area may be used as the initial value. The difference between the value and the optimum threshold is large and the processing time becomes long, which is not preferable. As another example of the method of setting the initial value, a method of obtaining the maximum value of the image data excluding the blank portions of several lines in the approximate center of the effective image area and setting it to the initial value, the signal in the effective image area There are a method of obtaining a histogram of values and setting a maximum value excluding blank portions of the histogram as an initial value, and a method of setting a signal value of a predetermined percentage of the cumulative histogram as an initial value.
【0033】反対に、閾値を小さい方から最適閾値方向
に徐々に増大させるときには、最適閾値より小さな値を
初期値に設定する必要があるから、画像データ所定範囲
の最小値を初期値に設定しても良いが、前記と同様な理
由により、画像毎の特性に従って初期値を設定すること
が望ましい。On the contrary, when gradually increasing the threshold value from the smaller value toward the optimum threshold value, it is necessary to set the value smaller than the optimum threshold value to the initial value. Therefore, the minimum value of the predetermined range of the image data is set to the initial value. However, for the same reason as above, it is desirable to set the initial value according to the characteristics of each image.
【0034】2値化処理は、図3で述べたように放射線
画像中に不要な部分があったり、X線の照射部が規制さ
れていたり、被写体に対して特別の情報がある場合に
は、全体画像領域を対象として行わず有効画像領域のみ
について行うようにしてもよい。しかし、そのような状
況でない場合は画像全体を対象として行うのが好まし
い。The binarization processing is performed when there is an unnecessary portion in the radiographic image as described with reference to FIG. Alternatively, the entire image area may not be processed, and only the effective image area may be processed. However, in such a situation, it is preferable to perform the entire image as a target.
【0035】ラベリング部43は識別符号を付与された
画像データに識別符号の連続性を判断してラベリング処
理を行う。具体的には、例えば識別符号1の画素が隣合
って複数連続するとき、その連続する画素群の全画素に
同一の例えばラベルAを付与し、他の部分において識別
符号1の画素が隣合って複数連続すれば、その連続する
画素群の全画素に他のラベルBを付与する。この操作
は、連続する全ての画素群について行われる。ここで、
画素が隣合って複数連続するとは、所定画素に隣合う上
下左右方向の画素が同一識別符号の場合と、さらに上記
方向に加え斜め上下方向の画素が同一識別符号の場合と
を含めて言う。The labeling section 43 determines the continuity of the identification code in the image data to which the identification code is added and performs the labeling process. Specifically, for example, when a plurality of pixels having the identification code 1 are adjacent and continuous, the same label A, for example, is given to all the pixels of the continuous pixel group, and the pixels having the identification code 1 are adjacent to each other in other portions. If a plurality of consecutive pixels are consecutive, another label B is given to all the pixels of the consecutive pixel group. This operation is performed for all consecutive pixel groups. here,
The case where a plurality of pixels are adjacent to each other and are continuous includes a case in which pixels adjacent to a predetermined pixel in the vertical and horizontal directions have the same identification code, and a case in which pixels in the diagonal vertical direction in addition to the above direction have the same identification code.
【0036】ラベリング処理を行う場合には、前記識別
符号の連続性に加えて連続する画素の数を判断基準に加
え、例えばn個以上(nは2以上の整数)の画素が連続
している画素群にのみラベルを付与してもよい。また、
ラベリングは両方の識別符号について行っても良いが、
目的によって片方のみを用いるのが好ましい。具体的に
は、画像データから最大値を求めたい場合には識別符号
1の連続画素群についてのみラベリングを行うほうがよ
いし、最小値を求めたい場合には識別符号0の連続画素
群についてのみラベリングを行うほうがよい。When the labeling process is performed, in addition to the continuity of the identification code, the number of consecutive pixels is added as a criterion, and, for example, n or more (n is an integer of 2 or more) pixels are consecutive. You may give a label only to a pixel group. Also,
Labeling may be performed for both identification codes,
Depending on the purpose, it is preferable to use only one of them. Specifically, when it is desired to obtain the maximum value from the image data, it is better to perform labeling only on the continuous pixel group having the identification code 1, and when obtaining the minimum value, labeling is performed only on the continuous pixel group having the identification code 0. It is better to do
【0037】画像領域判定部44においては、ラベリン
グされた画像領域の中から所望の画像領域を決定する。
具体的には、複数のラベリングされた連続画素群の中か
ら、例えば放射線画像におけるそれらの位置や信号の大
きさの情報に基づいて目的とする連続画素群、即ち、所
望の画像領域を選択する。選択された連続画素群は、1
つでもよいし複数であってもよい。なお、所望の画像領
域が求められなかった場合には、その情報により閾値設
定部41で閾値を適当に小さくまたは大きく変えて、そ
の変えた閾値による2値化処理から所望の画像領域を選
択するまでを繰り返す。したがって、閾値設定部41と
2値化部42とラベリング部43と画像領域判定部44
とが部分領域区分手段である図1の例の解剖学的領域決
定手段9に相当する。The image area determination unit 44 determines a desired image area from the labeled image areas.
Specifically, for example, a desired continuous pixel group, that is, a desired image region is selected from a plurality of labeled continuous pixel groups, for example, based on information of their positions in a radiation image and signal magnitude. . The selected continuous pixel group is 1
It may be one or plural. When the desired image area is not obtained, the threshold value setting unit 41 changes the threshold value appropriately or greatly according to the information, and the desired image area is selected from the binarization processing by the changed threshold value. Repeat up to. Therefore, the threshold setting unit 41, the binarization unit 42, the labeling unit 43, and the image area determination unit 44.
And correspond to the anatomical region determining unit 9 in the example of FIG. 1 which is the partial region dividing unit.
【0038】以上述べたように画像の鮮鋭性を向上させ
る部分領域を決定したら、図1の画像処理手段10また
は図4の画像処理部45は肺野部領域または選択された
所望の画像領域の画像データに対しては、例えばオリジ
ナルの画像データSoを強調係数K(Kは正数で好まし
くは3以上)とオリジナルの画像データSoの画素を中
心位置にしたm×m画素(mは3以上好ましくは15以
下の奇数)のオリジナル画像データの平均値Smとを用
いてSh=So+K(So−Sm)でShに周波数強調
変換する画像処理を施し、それ以外画像領域の画像デー
タに対しては、例えばオリジナルの画像データSoをそ
の画素を中心位置にしたn×n画素(nは3以上好まし
くは15以下の奇数)のオリジナル画像データの平均値
Snに変換するn×nフィルタ処理即ち非鮮鋭マスク処
理である画像処理を施す。After determining the partial region for improving the sharpness of the image as described above, the image processing means 10 in FIG. 1 or the image processing unit 45 in FIG. 4 determines whether the lung field region or the selected desired image region is selected. For the image data, for example, the original image data So is an enhancement coefficient K (K is a positive number, preferably 3 or more) and m × m pixels (m is 3 or more) centered on a pixel of the original image data So. Image processing of frequency emphasis conversion to Sh is performed at Sh = So + K (So−Sm) using the average value Sm of the original image data of preferably 15 or less) and other than that, for image data in other image areas. , N × for converting the original image data So into an average value Sn of the original image data of n × n pixels (n is an odd number of 3 or more, preferably 15 or less) centered on the pixel. The image processing is a filtering process i.e. the unsharp mask process is performed.
【0039】上述の例に限らず、周波数強調処理する特
定領域が複数領域であっても、それら複数の領域間で強
調係数Kや平均値Smのmの値が異なっても、それ以外
の領域の画像処理が強調係数Kを0或いは0に近い値に
した周波数強調処理であっても、特定領域の画像処理が
強調係数Kを0にして、それ以外の領域の画像処理が非
鮮鋭マスク処理であってもよい。画像処理手段10また
は画像処理部45で以上のような画像処理をされた画像
データは、画像出力装置11やプリンタに出力されて、
肺野部領域や選択された所望領域の鮮鋭性が上がり診断
性能を向上させ、かつそれ以外の部分の粒状性が上がり
画像全体に与えるざらつきの印象を減らした放射線画像
を再生させる。Not limited to the above example, even if the specific region to be subjected to the frequency emphasis processing is a plurality of regions, even if the emphasis coefficient K or the value of m of the average value Sm is different between the plurality of regions, the other regions are not included. Even if the image processing is the frequency enhancement processing in which the enhancement coefficient K is set to 0 or a value close to 0, the image processing in the specific area sets the enhancement coefficient K to 0 and the image processing in the other areas is the non-sharp mask processing. May be The image data subjected to the image processing as described above by the image processing unit 10 or the image processing unit 45 is output to the image output device 11 or a printer,
The radiographic image is reproduced in which the sharpness of the lung field region or the selected desired region is increased to improve the diagnostic performance, and the graininess of the other parts is increased to reduce the rough impression given to the entire image.
【0040】特開昭58−67240号公報に開示され
るような「先読み」によって得られた画像データを用い
て肺野部領域や所望の画像領域を決定して、「本読み」
によって得られた画像データをそれら領域とそれ以外の
領域とで画像処理条件を変え画像処理してもよい。ま
た、上記実施例では画像処理として周波数強調処理と非
鮮鋭マスク処理を行っているが、階調処理を取り上げて
もよいことは言うまでもない。放射線画像が人体胸部正
面画像に限られるものでないことも勿論である。The lung field area and the desired image area are determined using the image data obtained by the "prereading" as disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 58-67240, and the "main reading" is performed.
Image processing may be performed on the image data obtained by changing the image processing conditions between those areas and other areas. Further, although the frequency enhancement processing and the non-sharp mask processing are performed as the image processing in the above embodiment, it goes without saying that the gradation processing may be taken up. Of course, the radiation image is not limited to the front image of the human chest.
【0041】以上は関心領域を認識して、関心領域の内
外で画像処理条件、具体的には周波数処理条件を変更す
ることで関心領域の診断性能を向上させ、かつそれ以外
の部分のざらつきの印象を減らすものであるが、これを
応用することで他の方法でも診断性能を向上させること
ができる。具体的には、 関心領域内外で補間処理の補間処理倍率を変え、関心
領域内のみを解像度を上げることで、データ量増加をあ
る程度に抑えたままで診断性能を向上させる。As described above, the region of interest is recognized, and the image processing condition, specifically, the frequency processing condition is changed inside and outside the region of interest to improve the diagnostic performance of the region of interest, and to improve the roughness of other portions. Although it reduces the impression, the diagnostic performance can be improved by other methods by applying this. Specifically, by changing the interpolation processing magnification of the interpolation processing inside and outside the region of interest and increasing the resolution only within the region of interest, the diagnostic performance is improved while suppressing an increase in the amount of data to some extent.
【0042】領域内のノイズ値によって、ざらつきを
目立ちにくくするフィルタの種類を変え、診断性能を向
上させる。Depending on the noise value in the area, the type of filter that makes the roughness less noticeable is changed to improve the diagnostic performance.
【0043】等が可能となる。Etc. are possible.
【0044】また、上記以外でも、領域の代わりに、信
号値/コントラスト/分散値/差分値/ノイズ値/情報
量等の変化に応じ、読取条件/フィルタサイズ/フィル
タ種類/フィルタの重み係数/解像度/補間の種類/変
調度等を変えることで、診断性能の向上を可能とする。Further, in addition to the above, instead of the area, the reading condition / filter size / filter type / filter weighting factor / filter weight / corresponding to changes in signal value / contrast / dispersion value / difference value / noise value / information amount etc. It is possible to improve the diagnostic performance by changing the resolution / interpolation type / modulation degree and the like.
【0045】[0045]
【発明の効果】本発明の放射線画像処理方法によれば、
放射線像変換パネルから読み出された画像領域を画像信
号から求められる特徴によって部分領域に区分して、例
えば鮮鋭性を強調すべき部分領域の画像信号には適当な
強調割合の周波数処理強調を施し、それ以外の付帯的な
部分領域の画像信号にはノイズを除去するフィルタ処理
を施すように、特徴の異なる部分領域間で画像処理の条
件を変えるようにしているから、診断対象画像を非常に
診断性能の優れた状態に、かつそれ以外の領域をざらつ
きの印象を減らした状態に再生可能にする。According to the radiation image processing method of the present invention,
The image area read out from the radiation image conversion panel is divided into partial areas according to the characteristics obtained from the image signal, and for example, the image signal of the partial area where sharpness should be emphasized is subjected to frequency processing emphasis of an appropriate emphasis ratio. , The image processing conditions are changed between the partial regions having different characteristics so that the image signal of the other auxiliary partial regions is subjected to the filter processing for removing the noise. It is possible to reproduce in a state in which the diagnostic performance is excellent, and in other areas, the state in which the impression of roughness is reduced.
【図1】本発明の放射線画像処理方法を実施する放射線
画像記録装置の例を示す構成ブロック図。FIG. 1 is a configuration block diagram showing an example of a radiation image recording apparatus that implements a radiation image processing method of the present invention.
【図2】画像データをデジタル画像処理する装置のブロ
ック回路図。FIG. 2 is a block circuit diagram of a device that digitally processes image data.
【図3】放射線画像の部分領域決定方法の例を示す説明
図。FIG. 3 is an explanatory diagram showing an example of a method of determining a partial area of a radiation image.
【図4】異なる部分領域決定方法を実施するCPUの構
成を示すブロック回路図。FIG. 4 is a block circuit diagram showing the configuration of a CPU that implements different partial region determination methods.
1 X線照射装置 2 被写体 3 放射線像変換パネル 4 励起光源 6 光電変換器 7 A/D変換部 8 画像処理装置 9 解剖学的領域決定手段 10 画像処理手段 11 画像出力装置 21 CPU 41 閾値設定部 42 2値化部 43 ラベリング部 44 画像領域判定部 45 画像処理部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 X-ray irradiation device 2 Subject 3 Radiation image conversion panel 4 Excitation light source 6 Photoelectric converter 7 A / D conversion unit 8 Image processing device 9 Anatomical region determination means 10 Image processing means 11 Image output device 21 CPU 41 Threshold setting unit 42 binarization unit 43 labeling unit 44 image region determination unit 45 image processing unit
Claims (3)
対応して形成される放射線画像の画像信号に画像処理を
施す放射線画像処理方法において、前記画像信号の領域
を画像信号から求められる特徴によって複数の部分領域
に区分し、前記特徴の異なる部分領域間で前記画像処理
の条件を変えることを特徴とする放射線画像処理方法。1. A radiation image processing method for performing image processing on an image signal of a radiation image formed corresponding to a transmission amount of radiation passing through each part of an object, wherein a region of the image signal is obtained from the image signal. A radiation image processing method, characterized in that the image processing condition is divided into a plurality of partial regions, and the condition of the image processing is changed between the partial regions having different characteristics.
画像信号に周波数強調処理の画像処理を施す要部領域
と、前記部分領域の画像信号にフィルタ処理の画像処理
を施す非要部領域とに区分されることを特徴とする請求
項1に記載の放射線画像処理方法。2. An area of the image signal, a main area in which the image signal of the partial area is subjected to image processing of frequency enhancement processing, and a non-main area in which the image signal of the partial area is subjected to image processing of filtering processing. The radiation image processing method according to claim 1, wherein the radiation image processing method is divided into
画像信号に何も処理を行わない要部領域と、前記部分領
域の両像信号にフィルタ処理の画像処理を施す非要部領
域とに区分されることを特徴とする請求項1に記載の放
射線画像処理方法。3. The area of the image signal is a main area in which the image signal of the partial area is not processed, and a non-main area in which both image signals of the partial area are subjected to image processing of a filtering process. The radiation image processing method according to claim 1, wherein the radiation image processing method is divided into
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP7225203A JPH0969157A (en) | 1995-09-01 | 1995-09-01 | Method for processing radiation image |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP7225203A JPH0969157A (en) | 1995-09-01 | 1995-09-01 | Method for processing radiation image |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH0969157A true JPH0969157A (en) | 1997-03-11 |
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ID=16825602
Family Applications (1)
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---|---|---|---|
JP7225203A Pending JPH0969157A (en) | 1995-09-01 | 1995-09-01 | Method for processing radiation image |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH0969157A (en) |
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2006026198A (en) * | 2004-07-20 | 2006-02-02 | Hitachi Medical Corp | Medical image processor |
JP2008253379A (en) * | 2007-04-02 | 2008-10-23 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Ultrasonic diagnostic equipment |
JP2011036671A (en) * | 2009-08-12 | 2011-02-24 | Toshiba Corp | Method for generating computed tomogram and computed tomography apparatus |
WO2019044241A1 (en) * | 2017-09-01 | 2019-03-07 | キヤノン株式会社 | Information processing device, radiography device, information processing method, and program |
-
1995
- 1995-09-01 JP JP7225203A patent/JPH0969157A/en active Pending
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2006026198A (en) * | 2004-07-20 | 2006-02-02 | Hitachi Medical Corp | Medical image processor |
JP2008253379A (en) * | 2007-04-02 | 2008-10-23 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Ultrasonic diagnostic equipment |
JP2011036671A (en) * | 2009-08-12 | 2011-02-24 | Toshiba Corp | Method for generating computed tomogram and computed tomography apparatus |
WO2019044241A1 (en) * | 2017-09-01 | 2019-03-07 | キヤノン株式会社 | Information processing device, radiography device, information processing method, and program |
US11357455B2 (en) | 2017-09-01 | 2022-06-14 | Canon Kabushiki Kaisha | Information processing apparatus, radiation imaging apparatus, information processing method, and storage medium |
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