JPS60246189A - 放射線画像処理方法 - 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】 （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０例えば放射線による放射線写真、或いはキシン性
蛍光体の発光着を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
ジョ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、例えばフィルムで言えば放射線管球、被写体の動き
、増感用の蛍光体、フィルム等による周波数応答の劣化
を補正し、さらに５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ｆｆｌの範囲にし、かつその濃
度領域でコントラストを一トげる方法の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。

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、Ｄｏ　ｒｇは原画信号。

Ｄｕｓは原画信号Ｄｏ　ｒｇの非鮮鋭マスク信号である
。

この方法はある空間周波数具−Ｆ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め、それを原画信号Ｄｏ　
ｒＨに加えることで実現している。

この方法で原画フィルタを形成すると第１図（ａ）、（
ｂ）のようなフィ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
フィルタで、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。

従って、画像取得系の補正のための任意の形のフィルタ
をこの方法で実現し１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Ｄｏｓを
複数個束める必要があるが、演算時間が非常に長くなり
実用的でない。

Ｄ＝Ｄｏｒｇ＋β１　（Ｄｏ　ｒｇ−Ｄｕ　ｓ　１）　
＋β２　（Ｄｏ　ｒｇ−Ｄｕｓ２）＋ｅ　＠　拳・・拳
（２） または、非鮮鋭マスク信号Ｄｕｓをめずに、これを実現
するには、式（３）を用いることがよ即ち、第２図に示
すように、原画像ｌの例えば横方向に１番目と、縦方向
に１番目の画素２について、画素２を中心とする横方向
−に７２〜に／２と縦方向−９，７２〜見／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
数を全部乗算を行ない、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ｌの画素の全てについて
行なわれる。

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 たたみ込み関数りの縦の大きさをＫ たたみ込み関数りの横の大きさをＬとすると、画素当り
ＫＸＬ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、 （ＫＸＬ）Ｘ　（ＭＸＮ）　回とｆｘる。

例えば、放射線画像の場合、Ｋ＝ｌＯ〜６０、Ｌ＝１０
〜６０、Ｍ＝１０００〜２０００であるとすれば、最大
の場合、６０Ｘ６０Ｘ２０００Ｘ２０００＝１４４Ｘ１
００ＸＩＯ回トする。

そして、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
ィルタであれば、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Ｏから１．０ＪＪ
ｐ／ｍｍの範囲で系の応答がほぼ１．０となっている。

一方、第１図のような単純な形のフィルタでは、補正を
このように正確に行なうことができない。

ところで、このフィルタは画像の細かな所まで、良く表
現しているが濃度変化を付ることにより、さらに良好な
画像を得ることができる。

（発明の目的） 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、画像の細かな所まで、良く表現し、さら
に濃度領域の変換を行なうことができ診断性に優れた良
好な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。

（発明の構成） この発明は前記の目的を達成するため、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、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、かつ前記たたみ込み関数の０
空間周波数応答を画像信号の強度により変化させ画像を
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線を用いた実施例を添
付図面に基づき詳細に説明する。

第６図はたたみ込み方法の補正を示している。

この方法はＸ線画像において、 たたみ込み演算 ΣΣｈ（文、ｍ）ＸＤ（Ｉ＋文、Ｊ＋ｍ）の回数をへら
し、かつ実用上はとんど任意のフィルタを実現すること
にある。

Ｘ線画像における空間フィルタとして、Ｄｘ　（Ｉ　、
　Ｊ）　＝ΣｈＸ　ｌ）　ＸＤ　（Ｉ　＋ｌ　。

Ｊ） Ｄｘｙ　（Ｉ　、Ｊ）＝Σｈｙ　（ｕ）ＸＤｘ　（１。

Ｊ十磨） という横、縦のｘ、７２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６１の
例えば横方向に１番目と、縦方向に１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−に／２〜に／２の全部について行なわな
いで、内素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１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ｈｘｌ　、ｈｘ２
　、ｈｘ３ｅ　ｅ　＊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ｒ
すると、次に第６図（Ｃ）の縦方向の所定のたたみ込み
関数ｂｙを用いて、それぞれのたたみ込み関数ｈｙｌ　
、ｂｙ２　、ｂｙ３・・・を、画素６２，６３．６４−
ｍ−について同様にたたみ込み演算を行ない、第６ＩＮ
　（ｄ）に示す新しい画素６２’、６３’、６４’番や
争を得ている。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、は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）Ｘ　（
ＮＸＭ）回となり、例えば前記と同様に計算すると、Ｌ
＝に＝６０として約ｌ／３０の４８秒程度となる。

ここで具体的なフィルタｈｘ、ｈｙのめ方を説明する。

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、画像処理系の特性ず１ を；／；ｌで近似して、２ａを指定するようにしておい
ても、はぼ同様な結果が得られる。

ｆ二Ｉｐ／ｍｍ ２ａ：応答がｌ　／　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ィルタの応答とす
る。

ここで、第７図で示すフィルタが得られるが、適当なＱ
（１，５〜６．０１以上にフィ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に向って、次第にＯにな
るようにしてもよい、ｈｘ、ｂｙの組み合わせは、種々
であるが。

ここではｈｘ＝ｂｙ、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、ｂｙの実領域
での計数をめる。

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、望ましくは前もっ
て計算しておいて、ＲＯＭ、またはフロッピーディスク
等に記憶しておき、単に読み出すだけにしておいた方が
、−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［ｉｌ　（ａ）、（ｂ）は、Ｑを色々変化させて２
０人の医師の判断奄グラフにしたものである。

０は原画より判断がしやすい　（＋１）Δは原画と同じ
　（０） Ｘ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ィルタの周波数応答が前記第５図
に示すものである。

このフィルタは画像の細かな所まで、良く表現している
がザラツキが目立つことが解った。

この原因はＸ線画像においては、両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ｔいうことによることが判明した。

即ち、第１０図に示すように、０．５〜１．０１ｐ／ｍ
ｍ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で
きる。

前記の説明で第７図の周波数ｆｐをめるのにＱを設定し
、そのＱに達する周波数ｆｐから以−にをＢまたはＣの
ようにしたが、逆に周波数ｆｐを０　、５〜１　、０　
ｉ　ｐ／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った。

しかし、画像を得る系によっては、この空間周波数応答
のＱの最大値を３倍以トにしなければ補正できない場合
がある。

この場合、常にこの種のフィルタを用いると、画像に本
来ない擬像が生しる場合がある０例えばバリウム造影剤
を使った胃のＸ線画像の信号の大きさく濃度）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、多量に造影剤が入っ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擬像が発生し
、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。

これらの擬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）は擬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Ｓｌ以下では小さく、本来多くの信号
をもつ信号の範囲では太きくし、また強い部分５２以下
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小し、曲線
ＢはＳｌ、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った。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」二で。を落とし、黒縁や由縁の発生を防いでいる。

また、胸部正面撮影の場合、たたみ込み関数りの特性を
固定すると、背骨や心臓部分の低輝度での雑音が増大し
、視覚的に非常に目立ち画像品位を落し、診断性を劣化
させる。

この場合たたみ込み関数りの周波数応答のＱについて背
骨や心臓部分の低輝度域で小さくし、誦の部分の高輝度
部で大きくすれば、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
のような低輝度部の診断がｆｆｉ要で、その低輝度の領
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。

いままでの説明では、フィ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ることも、画質を改善するために
用いることができる。

例えば、第１２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、成程度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１３図の周波数ｆｃ、即ち、フィルタの周波数
応答が０．１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１３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。

ξ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
うまでもない。

この発明では画像を得る系のモ均伝達関数の補正を行な
い、さらにその濃度領域の変換を行なうものである。

即ち、たたみ込み関数ｈｘ、ｂｙのＯ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−ΣｈｘＸΣｈｙ　−−＠　（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
。

＄１５図（ａ）に示すＤは、前記Ｐが常数１゜０の時の
Ｏ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Ｌ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。

写真フィルムでは水性曲線がこれにあたる。

この方法では得たい水性曲線をＥとすると、Ｐを第１５
図（ｂ）のようにＥ／ＤなるＥｌをグーえることで実現
している。

まず、たたみ込み関数りの周波数特性を決定し、次のそ
のたたみ込み関数りにこのＰを乗じて使用するたたみ込
み関数りを決定する。

コ１７）ＰはＰ＝ＰｘΣｈｘＸＰｙ：Ｔ、ｈｙで、Ｐｘ
＝　Ｐ　Ｙ　＝１’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１６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、例えばフィルムの蛍光
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（■２９−・＝−ＶＩ又り　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トげることがわかった
。

即ち、第１７図に示すように、被写体がＸ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よりも人Ｊ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。

前記実施例において、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。

また、この発明のたたみ込み方法による補正は第６図に
示す方法においても同様に適用ξれる。この方法はＸ線
画像において、空間フィルタとしＤｘｙ　（Ｉ　、Ｊ）
　＝　Σ　ｈｘ（又　）　ＸＤ　（Ｉ　−ト　文、Ｊ）
　＋ΣＩＢ　（ｋ）ＸＤ （Ｉ、Ｊ　十交） という横、縦のｘ、７２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）に示す原画像６１の例えば横
方向に１番目と、縦方向に３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−に７２〜に／２の全部について行なわないで５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１８６図（ｂ）に示す横方向のたた
み込み関数ｈｘを合せて、画素６２とたたみ込み関数ｈ
ｘとをかけ合わせて、横方向のたたみ込みの結果を得る
。同様に第６図（ｃ）に示す横方向のたたみ込み関数ｈ
ｙについて、縦方向のたたみ込みの結果を得ておき、こ
の２つを加えて新しい画素とする。

この処理を画像全部に行ない処理画像を得る。

または、第１８図に示すように、原画像６１に、横方向
Ｘと縦方向ｙのたたみ込み結果を保存し、後で加えるよ
うにして処理画像６１′を得るようにしてもよい。

さらに、この発明は前記第２図に示すたたみ込み方法に
おいても同様に適用される。

（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
、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、かつ前記たたみ込み関数の０空間周波数応
答を画像信号の強度により変化させ画像を補正するよう
になしたから、画像の細かな所まで、良く表現でき、さ
らに濃度領域の変換を行なうことができ、これにより診
断性に優れた良好な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ィ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
フィ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図はフィルタの周
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図はフィ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図は画像信号に対するｆｐの変化例を示す図
、第１３図は画像信号に対するｆｃの変化例を示す図、
第１４図は画像信号に対するフィルタ特性例を示す図、
第１５図は階調処理方法の説明図、第１６図は断層撮影
方法の説明図、第１７図は非等方フィルタ周波数特性例
を示す図、第１８図はこの発明の他のフィルタの周波数
特性の例を示す図である。 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時　許　出　願　人　
小西六写真工業株式会社第１図 ｇ、ＩｆＩ用藪秩 ’１７／１ＰＥＩ機表 籐３図 工・・４　囚 第す因 墾閲用濃数１ｐ／ｍｍ 第６図 （ｄ） （ａ） 墾消勺埴秋１ｐ／ｍｍ ８　図 父！！１川４．ＩＫ　ｌｐ　／ｍｍ ９　図 （ｂ） ＪＬ＋儂４号 （ｂ） 第１６図 １Ｎ１７！ｊ！Ｊ 墾関同支机 第１８図 事件の表示 昭和５９年５月２１日提出の特許願（２）発明の名称 放射線画像処理方法 、補正をする者 本件との関係　特許出願人 住所　東京都新宿区西新宿１丁目２６番２号氏名　（１
２７）小西六写真工業株式会社、代理人〒１５１ 住所　東京都渋谷区代々木２丁目２３番１号（１）明細
書第１２頁第２行から第１２頁第３行の「このように・
・・ものである、」を削除する。 （２）同書第１２頁第４行の「は画像の」を「により処
理された画像は」と訂正する。 （３）同書第１２頁第１３行の「強調を」を「補正を」
と訂正する。 （４）同書ｗ４１４［第１行（７）ｒＳ２以下テハ」ヲ
ｒＳ２以−トでは」と訂正する。 （５）同書第１４頁第１１行の「低一度」を「低信号域
ｊと訂正する。 （６）同書第１４頁第１５行の「低一度」を「低信号域
」と訂正する。 （７）同書第１４頁第１６行の「高輝度」を「高信号域
」と訂正する。 （８）同書第１４頁第１９行の「低輝度部」を「低信号
域」と訂正する。 （９）同書第１５頁第１行の「低輝度部のＪを削除する
。 （１０：）同書第２０頁第６行の次に下記を挿入する。 「この場合Ｐは以下の定義となる。 Ｐ＝ＰｘΣｈｘ＋ＰｙΣｈｙ ただしΣｈｘ＋Σｈｘ＝１である。 この時ＰｘとＰｙの設定は、様々に考えられるがＰ　ｘ
　＝　Ｐ　ｙ　＝　Ｐ　／　２とすることが普通に考え
られる。 Ｐは前記Ｅｌの値をとる。」 （ｌ　ｌ）同書第２０頁第８行の次に下記を挿入する。 「この場合Ｐは以下の定義となる。 Ｐ＝　Ｐｘ　ｙΣΣｈ ただしΣΣｈ＝ｉ、ｏである。 すなわち、Ｐｘｙを前記Ｅｌの値とする。」（１２）第
１５図（ｂ）を別紙添付図面の通り訂正する。 （１３）第１８図を別紙添付図面の通り訂正する。 以上 手続補正書 ｌ　事件の表示 昭和５９年特許願第１０２３８８号 ２　発明の名称　放射線画像処理方法 ３　補正をする者 事件との関係　特許出願人 住所　東京都新宿区西新宿１丁目２６番２号氏名　（１
２７）小西六写真工業株式会社４　代理人〒１５１ 住所　東京都渋谷区代々木２丁目２３番１号氏名　ニュ
ーステイトメナー７７０号電話０３　（３７５）３７４
０番６　補正の対象　明細書の発明の詳細な説明の欄及
び図面（１）明細書第２頁第５行の「キシン性蛍光体」
を「蓄積性螢光体」に訂正する。 （２）同書第２頁第１６行の「蛍光体」を「螢光体」に
訂正する。 （３）同書第６頁第２０行の「表現」を「補正」に訂正
する。 （４）同書＠ｉ２頁第１行のｒ表わしている。」を「表
わしている。このようにして得たフィルタを通過させた
場合の系の周波数応答が前記第５因に示すものである。 」に訂正する。 （５）同書第１２頁第４行の「表現」を「補正」に訂正
する。 （６）同書第１４行第１行の「以下」を「以−ヒ」に訂
正する。 （７）同書第１４頁第１９行乃至第１５頁第１行の「第
１１図（ｃ）は・・・領域が、」を「第１１図（ｅ）に
示すものは、血管造形、リンパ管造形のような低信号領
域での診断が重要で、その領域が、」に訂正する。 （８）同書第１５頁第１３行のＩ［，１ｊを［０゜１程
度」に訂正する。 （８）第１図（ａ）　、　（ｂ）　、第３図、第４図、
第５図、第１０図、第１　ｔｇ　Ｃ＆）　、　（ｂ）　
。 （Ｃ）、第１４図を別紙添付の図面の通り差代える。 以上 第１図 ａ７ＩＩ／Ｆｌ美狡 茫７Ｊ’ｌ　Ｍ−ｆ−よ 第３ １．０ 史１４川４Ｌ募　Ｌｐ＋ 第４図 尤 ７群 第５因 □バー ｍ ｍ

Claims (1)

【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＋’＋生ずるに当り
   、各走査のそれぞれの画素毎に、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、かつ前記た
   たみ込み関数のＯ空間周波数応答を画像信号の強度によ
   り変化させ画像を補正することを特徴とする放射線画像
   処理方法。