JPS6262379B2 - - Google Patents

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写真シス
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写真
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、この読み取つた放射線画像情報で
光ビームを変調して写真フイルム等の記録媒体に
放射線画像を記録する放射線写真システムが知ら
れている。（米国特許第3859527号） この螢光体を用いる放射線写真システムは、従
来の銀塩写真による放射線写真システムと比較し
て、応い放射線露光域にわたつて画像を記録する
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の
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、一回の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線写真フイルムは、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線写真フイルムの
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つ
た。 また前述した米国特許第3859527号に開示され
た螢光体を用いる放射線写真システムは、システ
ムとして新規なものではあるが、前述したＸ線写
真フイ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つた。 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
を特願昭53−163571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
位によつ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、放射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
つて、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つて、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、ほぼ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／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録させ
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
パスフイ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、まだ蓄積画像が残つてい
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Sorg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ヤの大きさを変えたりす
ることによつてコントロールすることができ
る。）、 が用いら得るとされている。 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
ビリテイー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。 ここに、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、aijは重み係数であつて、全方
向に等方的でなめらかな変化を持たせたものが好
ましく、

【式】である。 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π／４N²回、加算 をπ／４N²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つて読み出すにあたつては、
その画像のもつ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
によつ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、一方本発明にお
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
布状重み係数を持つたマスクの場合、画素サイズ
を100μ×100μとすれば_c＝0.1サイクル／mmの
場合、Ｎはおよそ50となり、_c＝0.02サイク
ル／mm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つてしまう。（ここに、
_c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、走査の主走
査方向に平行な２辺と、副走査方向に平行な２辺
とによつて囲まれた矩形領域内の各走査点におけ
るオリジナル画像信号Sorgを単純加算平均する
ことによつて、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、矩形状領域
で均一な重みを持ち、したがつて例えばガウス分
布状重みを持つたなめらかに重みが減衰するマス
クに比べて、その伝達特性が振動を起すとか、方
向によつて非鮮鋭の度合が異なるとかいつた欠点
を持つているにもかかわらず、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
実質的な差異がなく、しかも矩形領域での単純加
算平均であるので後述するように演算時間の大巾
な短縮、装置の大巾なコストダウンが実現できる
ことを見出したものである。 本発明は、蓄積性螢光体材料を走査して、この
螢光体材料に記録されている放射線画像情報を読
み出して電気信号に変換した後、記録材料上に可
視像として再生するに当り、各走査点での超低空
間周波数に対応する非鮮鋭マスク信号Susを求
め、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としたときに、演算式 S′＝Sorg＋β（Sorg−Sus） で表わされる演算を行なつて、上記超低空間周波
数以上の周波数成分を強調する放射線画像処理方
法において、前記非鮮鋭マスク信号Susを、前記
走査の主走査方向に平行な２辺と、副走査方向に
平行な２辺によつて囲された矩形の非鮮鋭マスク
内の各走査点におけるオリジナル画像信号Sorg
を単純加算平均して求め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画像を輝尽発
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
出力を前記走査の主走査方向に平行な２辺と、副
走査方向に平行な２辺によつて囲まれた矩形の非
鮮鋭マスクの範囲に亘つて単純加算平均して超低
空間周波数に対応する非鮮鋭マスク信号Susを求
める回路と、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β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である。 本発明において、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脂す。この非鮮鋭マ
スクとして、変調伝達関数が0.01サイクル／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
なものが用いられる。 また、昭和54年11月22日付特許願(4)（出願人：
富士写真フイルム株式会社）において開示されて
いるように、変調伝達関数が0.02サイクル／mm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。 ここに、上述の非鮮鋭マスクは、変調伝達関数
の_cが0.01〜0.5サイクル／mm好ましくは0.02〜
0.15サイクル／mmの範囲にあるものというのと同
義である。 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
めに対数増副等の非線形増副をおこなつた後の信
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、矩形状非鮮鋭マスクで単純加
算平均をする場合、換言すると、非鮮鋭マスクを
矩形状とし、そのマスクに含まれる画素のオリジ
ナル画像（Sorg）の重みを一定とした場合に
は、_cが0.01〜0.5サイクル／mm（好ましくは、
0.02〜0.15サイクル／mm）という規定は、理論的
に矩形状非鮮鋭マスクの一辺の長さを60mm〜1.2
mm（好ましくは、30mm〜４mm）とするということ
と同義になる。なお、非鮮鋭マスクの形状が長方
形の場合にも、各辺の長さが上記範囲内にあれば
よく、たとえば直線断層撮影の画像処理には縦横
比の大きい長方形マスクが有効である。 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（Sus）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（Sus）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
（Sus）をいかに選ぶかによつて、本発明により
強調された信号に基いて作成された記録材料上の
可視像（以下、「写真像」という。）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Sorg又は非鮮鋭マスク
信号Sus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10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つた。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
の向上が著しかつた。 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の他非鮮鋭マ
スクの形、すなわちSusによつても若干変化をす
るが、Ｂ／Ａ＝1.5〜10は、単純加算平均のマス
クを用いた場合には、βを0.4〜８に設定するこ
とと同義である。 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／mmの空間周波数のとき0.5以上
で、かつ５サイクル／mmの空間周波数のとき0.5
以下であ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、たとえば胸部断層写真
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、逆に血管造影写真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
まで見にくくしてしまい、好ましくないなど、Ｘ
線写真の部位、症状、検査目的等によつて異なる
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、ほとんど全てのＸ線
写真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つた後のS′に対して実施
しても、またオリジナル画像信号Sorg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、階調処理をおこなつてもよ
い。超低周波数処理は、大きな領域にわたつてゆ
るやかに発光輝度が変化する疾患、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願昭53−163573号、同54
−23091号、同54−23092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
こなつてもよい。 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、光的、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〔具体的には特願昭53−
84742号明細書に記載されている。 （Ba_1-x-y，Mg_x，Ca_y）FX：aEu²⁺（但しＸは
ClおよびBrのうちの少なくとも１つであり、ｘ
およびｙは０＜ｘ＋ｙ≦0.6かつxy≠０であり、
ａは10^-6≦ａ≦５×10^-2である）特願昭53−
84744号明細書に記載されている（Ba_1-x，Ｍ〓
_x）FX：yA（但しＭ〓はMg，Ca，Cr，Znおよ
びCdのうちの少なくとも１つ、ＸはCl，Brおよ
びＩのうちの少なくとも１つ、ＡはEu，Tb，
Ce，Tm，Dy，Pr，Ho，Nd，YbおよびErのう
ちの少なくとも１つ、ｘは０≦ｘ≦0.6，ｙは０
≦ｙ≦0.2である）等〕；特願昭53−84740号明細
書に記載されているZnS：Cu，Pb，BaO・
xAl₂O₃：Eu（但し0.8≦ｘ≦10）およびＭ〓Ｏ・
xSiO₂：Ａ（但しＭ〓はMg，Ca，Sr，Zn，Cdま
たはBaであり、ＡはCe，Tb，Eu，Tm，Pb，
Tl，BiまたはMnであり、ｘは0.5≦ｘ≦2.5であ
る）；および特願昭53−84743号明細書に記載さ
れたLnOX：xA（但しLnはLa，Ｙ，GdおよびLu
のうちの少なくとも１つ、ＸはCl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（特願昭54−71604
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易にして
Ｓ／Ｎ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（633nm）、Krレーザ（647nm）が好
ましいが、500〜800nm以外の光をカツトするフ
イ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記
録媒体上に再生されるがここに記録媒体として
は、銀塩写真フイルムの他、ジアゾフイルム、電
子写真材料等が利用できる。またCRT等に表示
して観察してもよいし、これを光学的に記録材料
上に記録してもよい。 以下、本発明をその実施態様であるＸ線写真シ
ステムに基づいて詳細に説明する。 第１図はＸ線写真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、螢光体のトラツプレベルに、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
をトラツプから励起し、300〜500nm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、フオトダイオードで測定される。 Ｘ線画像の読取後に、光検出器の出力信号は非
線形増幅されてからＡ／Ｄ変換器でデジタル信号
に変換され、磁気テープに記憶される。 この磁気テープに記憶された各部のデジタル信
号は、演算装置例えばミニコンピユータに読み出
され、Susを求めた後、前述した S′＝Sorg＋β（Sorg−Sus） の演算が行なわれる。 前記Susとしては、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つては、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
つ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
によつ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。 本発明は、前述のように矩形状非鮮鋭マスクを
用いて非鮮鋭マスク信号Susをそのマスク内の信
号の単純加算平均によつて求めることを特徴とす
るものであるが、この方法によればきわめて簡単
な方法によつて非鮮鋭マスク信号Susを求めるこ
とができる。これは、信号処理をデジタル，アナ
ログいずれの形式で行なつた場合にも共通する利
点であつて、実用上はこの方法によつてきわめて
短時間に非鮮鋭マスク信号Susを求めることが可
能となり、前述の演算方法による非鮮鋭マスク処
理が実用的な意味で初めて実施可能となるもので
ある。 すなわち、例えば各走査点の信号Sorg（ｉ，
ｊ）に重み係数aijを乗じて計算する場合には、
非鮮鋭マスク信号Sus（IJ）は （ｉ，ｊは各走査点の座標を示す画素の番号，
Ｉ，Ｊは非鮮鋭マスク信号の座標を示す番号，

【式】）なる計算によつて求められるもの であるから、計算の回数は乗算をおよそN²回、
加算を同じくN²回行なう必要があり、Ｎ（非鮮
鋭マスクの一辺の長さを画素数で表わした数）、
すなわち非鮮鋭マスク中の画素数が多くなると非
鮮鋭マスク信号Susを求めるのに相当の時間がか
かる。例えば非鮮鋭マスクの大きさが６mm×６mm
で、画素（0.1mm×0.1mm）を3600個含むものであ
る場合には、各走査点でのマスクを計算するのに
3600回の乗算と3600回の加算を繰返さなくてはな
らず、例えば8bitマイコンを用いてソフトだけで
演算する場合例えば、乗算は3m_sec，加算は５μ_s
ecかかると考えると、１点の非鮮鋭マスク信号を
得るのに3m_sec×3600＋５μ_sec×3600≒11secも
かかることになつて全く実用性がない。 これに対し、本発明によれば、単純加算平均で
よいため乗算が必要でなくなり、計算時間が大巾
に短縮できる。例えば上記の例では１点あたり、
18m_secとなる。さらに後述のような種々の計算の
簡略化が可能となり、その計算のアルゴリズムに
よつては僅か４回に計算回数を激減することがで
き、数10μ_secの間に非鮮鋭マスク信号Susを求め
ることも可能になり、本発明の実用的効果は著し
い。すなわち、Sus（IJ）は Sus（IJ）＝１／Ｎ_２（ΣSij） で求められるため、N²回の加算と１回の除算だ
けでSusを求めることができる。 非鮮鋭マスクの大きさを主走査方向にN¹、副
走査方向にN²としてさらに詳述すれば、非鮮鋭
マスク信号Sus（IJ）は Sus（IJ）＝１／Ｎ_１×Ｎ_２（ΣSij） （ｉは Ｉ−Ｎ_１−１／２〜Ｉ＋Ｎ_１−１／２ ｊは Ｊ−Ｎ_２−１／２〜Ｊ＋Ｎ_２−１／２ N₁，N₂は共に正の寄数） で表わされ、単純に計算してもN₁×N₂回の加
算と１回の除算で求めることができる。 さらに計算の手順を次に説明する各種アルゴリ
ズムのように工夫すれば、１つの非鮮鋭マスク信
号を求めるための平均的計算回数を僅か４回にま
でも減少させることが可能となる。 以下、上記非鮮鋭マスク信号Susを求めるため
の計算を特に簡単にしたアルゴリズム（デジタル
方式）の例について説明する。 第２図に示すように主走査方向に平行な２辺と
副走査方向に平行な２辺によつて囲まれた矩形状
の非鮮鋭マスクＭ（太い実線で示す）を考える。
このマスクＭは簡単のため正方形とし、その一辺
の長さを画素数にしてＮとする。（Ｎは正の奇数
とする）第２図においてS′_IJが画像処理をして求
めようとする走査点（画素）の信号値（前述の演
算式S′＝Sorg＋β（Sorg−Sus）で求められる最
終的信号値）、Ｓ_IJがマスクの走査方向の先端に
ある注目している時刻に入力された画素Ｐ_IJの信
号値、Ｔ_IJがマスクＭ内のN²個の画素の信号値
の総和すなわち である。 ここで、注目している画素Ｐ_IJの信号値Ｓ_IJ
を、まず画素の信号Ｓの該当アドレスに格納す
る。この各アドレスには画素の信号値を表現でき
るビツト数（例えば８ビツト）が必要である。 次に、主走査方向の画素Ｎ個分の信号の和Ｃ_IJ （すなわち

【式】）を求める。 これは注目している画素Ｐ_IJの列にＰ_IJの前ま
でに並びＮ個の画素の信号値の和Ｃ_I-1,_Jと、注
目している画素Ｐ_IJのＮ個前の画素の信号値Ｓ_I-
Ｎ，_Ｊと、注目している画素Ｐ_I,_Jの信号値Ｓ_I,_Jに
よつて演算式Ｃ_I,_J＝Ｃ_I-1,_J＋Ｓ_I,_J−Ｓ_I-N,_Jか
ら求めることができる。そして、この和Ｃ_IJを画
素の主走査方向の列の信号の和Ｃの該当アドレス
に格納する。この各アドレスには、この演算を行
なつてオーバーフローしないだけのビツト数が必
要であり、このビツト数はＮに依存する。 次に、マスクＭ_I,_J内のN²個の画素の信号値の
総和Ｔ_IJを求める。これは注目している画素Ｐ_I,
_Ｊを先端に含むマスクＭ_I,_Jより１列副走査方向へ
戻つた位置のマスクＭ_I,_J-1内の画素の信号値の
総和Ｔ_I,_J-1と、そのマスクＭ_I,_J-1の最終列（す
なわちＭ_I,_Jに含まれなくなる列）の信号の和Ｃ
_I,_J-Nと、注目している画素Ｐ_I,_Jを先端に含む列
の信号の和Ｃ_I,_Jによつて、演算式Ｔ_I,_J＝Ｔ_I,_J-1
＋Ｃ_I,_J−Ｃ_I,_J-Nから求めることができる。そし
て、この値Ｔ_I,_Jを非鮮鋭マスク内の画素の信号
の総和Ｔの該当アドレスに格納する。このＴ_I,_J
は非鮮鋭マスク信号SusのN²倍に相当するもので
あるから、このＴ_IJを得た後、演算式 S′_I,_J＝Ｓ_I-〓〓,_J-〓〓 ＋β（Ｓ_I-〓〓,_J-〓〓−Ｔ〓〓／Ｎ^２） によつて前述の非鮮鋭マスク処理を行なうことが
できる。 上記演算に必要なメモリー容量を次に説明す
る。第３図ａはＳ_IJ用のメモリーで、主走査方向
には手走査方向に必要な全ての画素数のメモリー
が、副走査方向にはＮ＋１／２個のメモリーが必要で ある。１つのメモリーは例えば８ビツトの容量が
あればよい。第３図ｂはＣ_IJ用のメモリーで、主
走査方向にはＳ_IJ用のメモリーと同じ数のメモリ
ーが、副走査方向にはＮ＋１個のメモリーがあれ
ばよい。このメモリーは上のメモリーの２−３倍
のビツト数が必要である。第３図ｃはＴ_IJ用のメ
モリーで、主走査方向には上の２つのメモリーと
同じ数だけのメモリーが必要であるが、副走査方
向には２個のメモリーがあればよい。 第４図は上記演算を行なう回路ブロツクの例を
示すもので、画素入力信号Ｓ_INを入力するゲート
１１から上記容量を有するメモリー１２へ信号を
送り、メモリー１２に格納した記憶値に基づいて
演算回路１３が演算を行なう。これらのゲート１
１、メモリー１２、演算回路１３の操作は、制御
回路１４が行なう。演算回路１３による演算結果
は、メモリー１２を介してゲート１１から画素出
力信号Ｓ_OUTとして出力される。 上記の計算方法によれば、非鮮鋭マスク信号
Susを得るための演算はきわめて簡略化され、そ
のための装置もきわめて簡素化される。これは、
本発明の方法によつて非鮮鋭マスク信号を矩形状
マスク内の画素の信号値を単純加算平均すること
によつて得ることに基づいている。すなわち、本
発明の単純加算平均する方法によれば、例えば上
記のようなきわめて簡素化されたアルゴリズムが
可能になり、演算をきわめて容易に行なうことが
でき、本発明の対象とする放射線画像処理をきわ
めて簡単に実現することができる。 なお、上記アルゴリズムを実施する演算回路に
おいて、第５図に示すように３種のメモリー１
８，１９，２０をアドレスが連続した一連のメモ
リーとすることができるが、また３種のメモリー
１５，１６，１７を第６図のようにアドレスバス
とデータバスを分割して３つのメモリーを同時に
アクセス可能にすれば、演算時間をさらに短縮す
ることができる。 前記制御回路、演算回路はそれぞれ専用のハー
ドウエアとして例えばPLA（Programmable
Logic array），ランダム ロジツク（random
logic）等を用いてもよい。また、これらの回路
にはマイクロコンピユータ、ミニコンピユータ等
を使用してもよいし、制御回路に高速のマイクロ
コンピユータ（例えばビツトスライスタイプ）を
用い、演算回路に専用回路を用いるようにしても
よい。これは要求される演算速度によつて適当な
ものを選んで決められる。 上記アルゴリズムよりさらに一層メモリーの容
量を小さくすることの可能なアルゴリズムの例
を、次に第７図、第８図および第９図によつて説
明する。 このアルゴリズムでは、注目している画素すな
わち非鮮鋭マスクＭ_IJ先端の画素Ｐ_IJの信号値Ｓ
_IJをＳ用のメモリーの該当アドレスに格納した
後、副走査方向のＳ_IJのＮ個の画素の信号の和Ｅ
_IJ、すなわち を演算し、その値をＥ用のメモリーの該当アドレ
スに格納する。これは演算式 Ｅ_IJ＝Ｅ_I,_J-1＋Ｓ_I,_J−Ｓ_I,_J-Nによつて行なわ
れる。 これらの格納された値を使用して、非鮮鋭マス
ク信号SusのN²倍に相当するＴ_IJが求められる。
このＴ_IJは演算式 Ｔ_IJ＝Ｔ_I-1,_J＋Ｅ_I,_J−Ｅ_I-N,_Jによつて求めら
れる。 しかしながらこの方法では主走査が右端から左
端へ戻る時には演算できないため、この時に主走
査方向のはじめのＮ個の信号Ｓ_IJの和Ｒ_Jすなわ
ち を演算しておきこれをＲ用のメモリーの該当アド
レスに格納する。このＲ_Jは例えば第９図に示す
ようにＮ＝５のときはR₁はS₁，_１〜S₅，_１の和
であり、R₅はS₁，_５〜S₅，_５の和である。S₅，
_５から、S₆，_５に出力が変わつてもR₅は変化し
ないものである。 したがつて主走査が右端から左端へ戻る時には
上記Ｒ_Jを用いて演算式 Ｔ_IJ＝Ｔ_I,_J-1＋Ｒ_J−Ｒ_J-NによつてＴ_IJが求
められる。 このように求めたＴ_IJを用いて、演算式 S′_IJ＝Ｓ_I-〓〓,_J-〓〓＋β（Ｓ_I-〓〓,_J-〓〓
−Ｔ〓〓／Ｎ^２）によつて前述の非鮮鋭マスク処理を行 なうことができる。 このアルゴリズムでは、各画素の信号値Sijの
ためのメモリーは第８図ａのように主走査方向に
は主走査方向に必要な全ての画素数のメモリー
が、そして副走査方向にはＮ＋１個のメモリーが
必要であるが、Ｒ，Ｅ，Ｔ用のメモリーとしては
第８図ｂ，ｃ，ｄ，に示すようにＲとＥは主走査
方向にＮ＋１個、副走査方向には１個、Ｔは主走
査方向に２個、副走査方向には１個のメモリーを
有するだけの小さな容量のメモリーを使用するこ
とができる。Ｓ用のメモリーの各アドレスには例
えば８ビツトのものが使用できるが、Ｒ，Ｅ，Ｔ
用のメモリーとしては例えば16ビツト（Ｎの大き
さに依存する）のものが必要となる。このアルゴ
リズムでは、ビツト数の小さくてよいＳ用のメモ
リーを大きくして、その代りにビツト数の大きい
他のメモリーを小さくしたから、全体としてメモ
リーの容量を大幅に小さくすることができる。し
たがつて、第８図のメモリーの容量は、第３図の
ものに比べてはるかに小さくすることができ、装
置の簡素化には大きな効果がある。 なお、上記２つの方法における正の奇数Ｎは、
診断に必要な画像精度を得るためには10画素／mm
程度が好ましく、その場合には601〜11、好まし
くは301〜39の範囲の大きさがよい。 上記２つのアルゴリズムは、いずれも信号をデ
ジタル処理する方法を利用しているものである
が、各走査点での信号を主走査方向にアナログ的
に積分し、その積分値をメモリーに記憶して、こ
れを数値積分しても同様に非鮮鋭マスク内の全て
の走査点の信号を加算することでSusを得ること
ができる。この場合にはデジタル回路でなく、画
素毎にアトログ値を積分して加算するため、Ｎ個
のアナログ積分回路が必要になるが、以下の方法
を用いれば積分器を１個まで減少することがで
き、有利である。 すなわち、各走査点のアナログ出力Sorgを２
分し、一方を遅延回路（遅延時間（Ｔ）は１画素
の走査時間（τ）×非鮮鋭マスクの主走査方向の
画素数（Ｎ）すなわちＴ＝τ×Ｎ）を通して両者
を差信号演算回路に入力してその差信号演算回路
の出力（Sorg−TSorg）を積分して ∫^ｔ _−∞（Sorg−TSorg）＝∫^ｔ _−∞Sorg −∫^ｔ−Ｎ．〓_−∞Sorg＝∫^ｔ _ｔ−Ｎ．〓Sorg なる値を得る方法も採用できる。この値は第２
図、第３図のＣ_I,_Jに相当するもので、これを副
走査方向にデジタル計算で加算すれば、Ｔ_I,_Jが
得られ、これから非鮮鋭マスク信号Susを求める
ことができる。これも高速で簡単に計算ができる
方法であり、アナログ方式の方法としては適して
いる。 なお、非鮮鋭マスク信号Sus（IJ）は、１つの
走査点（ｉ，ｊ）を中心として、 Ｎ_１−１／２＜ｉ＜Ｎ_x−Ｎ_１−１／２ Ｎ_２−１／２＜ｊ＜Ｎ_y−Ｎ_２−１／２ （Ｎ_x：主走査方向の画素数 Ｎ_y：副走査方向の画素数） のマスクの範囲内の走査点での信号Sijについて
のみ計算されるものであるから、画像の端部の走
査点を中心とした非鮮鋭マスク信号は、その端部
外の信号がないため求めることができない。 この端部の処理の方法としては、最外周のＳ_IJ
の値が外方へ無限に拡がつていると仮定して、メ
モリーに最外周の値を記憶し、この値を端部外の
信号として利用するのが効果上自然であり、有利
である。あるいは、最外周の外は黒または白とし
て処理してもよいし、黒と白の間の一定の中間値
としてもよい。 上記の方法では非鮮鋭マスクを１つだけ使用し
て非鮮鋭マスク処理を行なつているが、大きさの
異なる２つの非鮮鋭マスクを使用して周波数強調
に段階を持たせることも可能である。この場合は
演算式 S′＝Sorg＋β（Sorg−Sus₁）＋α（Sorg−
Sus₂）で表わされる演算を行なうことになるが、
この式を書き直せば、 S′＝Sorg＋（β＋α）｛Sorg−１／β＋α（βSus₁ ＋αSus₂）｝とも表わすことができ、演算として
は前述の演算に類する演算を行なつていることに
相当する。非鮮鋭マスクSus₁よりもSus₂が小さ
く、強調係数αが正のときは、変調伝達関数のグ
ラフは強調する周波数のうちで高い成分に付加的
なピークを持つた形となり、αが負のときは強調
する周波数のうちで高い成分が段階的に低くなつ
た形となる。前者は骨部、血管造影、胃二重造影
等に特に適し、後者は胸部断層、胆のう造影、肝
臓造影、復部単純撮影、頭部等に特に適してい
る。 なお、前述の説明でオリジナル画像信号Sorg
とは、対数変換等の帯域圧縮、非線形補正を行な
つた後の信号を意味する場合も含む。実用的には
光検出器の出力を信号処理するものであるから、
対数変換等の帯域圧縮をするのが望ましい。原理
的には、光検出器の出力をそのままSorg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、結果は変わらなかつた。
これは処理上は実用的に有利である。 以下、前述の非鮮鋭マスクによる演算処理につ
いて、第１０図を参照して、更に詳細に説明す
る。 第１０図ａは、螢光体上の蓄積画像を10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ユア
として、矩形状アパーチユアを使用した場合には
sinc曲線に、ガウス分布状アパーチユアを使用し
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１０図ｂは変調伝達関数が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
なものを用いた矩形状非鮮鋭マスクを示すもので
ある。 これは10画素／mmで螢光体上の画像をサンプリ
ングしたとき、約63画素×63画素（これを「非鮮
鋭マスクのサイズＮ＝63」という）の単純加算平
均をとつて非鮮鋭マスクを作成した場合を示すも
のである。これは螢光体上の画像を6.3mm×6.3mm
の大サイズ光ビームで走査したことと同等であ
る。 第１０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１０図ｄの実線は、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。上記演算の結果、強調された写真像信号の変
調伝達関数の最大値Ｂは零周波数付近での変調伝
達関数Ａの約4.6倍となつている。 第１０図ｄの点線は５画素×５画素での平滑
化処理を第１０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１１Ａ図〜第１１Ｄ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（Sus）に応じて連続的に変化させた例を示す
ものである。 第１１Ａ図は、βを一定とした平坦型、第１１
Ｂ図は単調増加型（β^１≧０）、第１１Ｃ図及び
第１１Ｄ図はともにβ^１＜０となる場合を含むも
ので、第１１Ｃ図は低輝度強調型、第１１Ｄ図は
中輝度強調型をそれぞれ示し、これらには段状変
化（曲線ａ）と曲線状変化（曲線ｂ）とがある。 第１１Ｂ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。その一例として、バリ
ウム造影剤を使つた胃（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、多量に造影剤が入つた広い一様な低輝度領域
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つた低輝度域で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１１Ｃ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つて診断性能
が大幅に向上する。 また第１１Ｄ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１２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。S₀，S₁は処理したいＸ
線画像の種類によつて決まるもので、例えば最
低、最高輝度はそれぞれ積分ヒストグラムが０〜
10％、90〜100％のときの輝度値としても良い。 第１３図、第１４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１３図において、βは輝度ＡとＢの間で最大
値β maxから最小値β minに減少している。
すなわち、低輝度領域（Ｓ minからＡまで）に
おいては強調係数を大きく（β max）し、高輝
度領域（ＢからＳ maxまで）においては小さく
（β min）している。輝度Ａは最小輝度（Ｓ
min）に、最大輝度（Ｓ max）と最小輝度（Ｓ
min）との差（△Ｓ）の0.2〜0.5倍を加えた大
きさ〔Ｓ min＋（0.2〜0.5）△Ｓ〕がよく、輝度
Ｂは同じく0.7〜１倍を加えた大きさ〔Ｄ min
＋（0.7〜１）△Ｄ〕がよい。 第１４図においては、βは輝度ＡとＢの間で第
１の最小値（β min １）から最大値（β
max）まで増大し、ＣとＤの間で最大値（β
max）から第２の最小値（β min ２）まで減
少する。すなわち、低輝度領域（Ｓ minからＡ
まで）と高輝度領域（ＤからＳ maxまで）にお
いては強調係数を小さく（β min １，β min
２）し、中輝度領域（ＢからＣまで）においては
大きく（β max）している。ここで第１の最小
値（β min １）と第２の最小値（β min
２）とは等しくてもよい。一点鎖線ｂの山型の場
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（Ｓ min）
に、最大輝度（Ｓ max）と最小輝度（Ｓ
min）との差（△Ｓ）の０〜0.2倍を加えた大き
さ〔Ｓ min＋（０〜0.2）△Ｓ〕、輝度Ｂは平均
輝度（＝Ｓ ｍｉｎ＋Ｓ ｍａｘ／２あるいは統計的
平均 値）から前記差（△Ｓ）の０〜0.2倍を引いた大
きさ〔−（０〜0.2）△Ｓ〕、輝度Ｅは平均輝度
、輝度Ｃは平均輝度に前記差（△Ｓ）の０〜
0.2倍を加えた大きさ〔＋（０〜0.2）△Ｓ〕、輝
度Ｄは最大輝度（Ｓ max）から前記差（△Ｓ）
の０〜0.2倍を引いた大きさ〔Ｓ max−（０〜
0.2）△Ｓ〕が、それぞれ望ましい。 なお、上記第１３図、第１４図演算において、
最大輝度（Ｓ max）と最小輝度（Ｓ min）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、場合によつては単純に全画面中
の最大、最小をとつてもよい。 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つてβを変化させた場合
と、非鮮鋭マスク信号によつてβを変化させた場
合とで、その効果は略同等であつた。 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。
調理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変換後にアナログ処理す
る。これらの周波数強調と必要により、階調処理
を行なつたデータは、磁気テープに記録される。
この磁気テープのデータは、順次読み出され、
Ｄ／Ａ変換器でアナログ信号に変換され、アンプ
で増幅された後、記録用光源に入力される。 この記録用光源から発生した光は、レンズを通
つて記録材料例えば写真フイルムに照射される。
この写真フイルム上に放射線画像が再生され、こ
の画像を観察して診断が行なわれる。写真フイル
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写真像が得
られる。例えば入力系では10画素／mm、出力系で
は20画素／mmで走査すれば1/2に縮小された写真
像となる。このように1/2〜1/3に縮小した写真像
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つたように見えて非常に見易
くなる。 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
ラムにセツトする方法、平面的に二次元走査する
方法、あるいはフライングスポツトスキヤナーの
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Ａ／Ｄ変換前に主走査方向のみロ
ーパス・フイルターでアナログ信号を非鮮鋭化し
て、副走査方向だけをデジタル処理により行なう
ことができる。更に上記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。 実施例 第１表に示す部位について合計200例の症例に
つき、従来のＸ線写真フイルムに直線記録したも
のと、本発明により螢光体から読み出し超低周波
数処理を施して作成した写真像とを比較し、人体
の主たる部位についての診断性能の向上を調べ
た。

【表】 再生画像は、強調係数βを３に固定し、非鮮鋭
マスクとして矩形領域の画像信号を単純加算平均
したものを用いて矩形の辺方向の変調伝達関数が
0.5となる空間周波数_cを６通りに変化させて作
成した。 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標価値（たとえば、
鮮鋭度、コンストラスト、粒状性等）によつて裏
づけることは事実上不可能であるため、４人の放
射線医、12人の臨床医、および４人の放射線技師
の計20人の放射線読撮の専門家による主観点評価
に基いた。 評価の基準は次のとおりとした。 ＋２：従来のＸ線写真フイルム方式ではみえな
かつた病変部が見えるようになつたり、非
常に診断がしにくい病変部が見易くなり、
診断性能が明らかに向上した。 ＋１：従来のＸ線写真フイルム方式では診断し
にくい病変部が見易くなり、診断性能が向
上した。 ０：従来のＸ線写真フイルム方式に比べて、
見易くはなつているが、特に診断性能の向
上は見られない。 −１：診断性能が向上した領域もあるが、診断
しにくい領域も発生した。 −２：診断性能が向上した領域がなく、診断し
にくに領域が発生した。 第１５図は、第１表に掲げた部位、症例合計
200例についての専門家の評価値を平均化した結
果を示すものである。第１５図に示す曲線は、こ
の平均した評価結果を更に平均したものである。 第１５図より、診断性能がとくに向上する空間
周波数_cの範囲は0.02〜0.15サイクル／mmの範
囲であることが認められた。 また、この実験を通じて、評価が最も良くなる
_cの値とその時の評価値は、換言すればピーク
の位置は、評価者の好み、撮影部位、症例、撮影
の目的（スクリーニングか精密検査かなど）、そ
の他の臨床検査知見の有無等によりかなり変化す
るが、本発明による処理の効果が認められる_c
の範囲は、あらゆるＸ線写真について比較的バラ
ツキが少ないことが判明した。 また第１表に示す代表的な症例計20例につい
て、_cを0.05サイクル／mmに固定する一方Ｂ／
Ａを種々に変化させて、同様な方法により写真像
を作成し、放射線読影の専門家計20人により同様
な評価をおこなつた。 その各症例についての評価の平均値を示したの
が第１６図である。第１６図の曲線ａはオリジナ
ル画像信号によらずβを一定した場合、曲線ｂは
オリジナル画像の信号によつて連続的に変化させ
た場合の最大となるＢ／Ａの値での結果である。
曲線ａのβ一定の場合は、Ｂ／Ａが６〜７以上に
なると偽画像が目立つて評価が０以下になるが、
β可変にすれば偽画像が除去されて1.5≦Ｂ／Ａ
≦10の範囲で評価が０以上となつた。他の種々の
症例についてもほぼ同様の診断性能の向上が見ら
れた。 なお、超低周波数の強調と他の処理（強調係数
βの変化、階調処理、縮小、平滑化処理）との組
み合わせによる診断性能の向上は、上述の種々の
症例について実施し、いずれも診断性能が更に向
上するという結果を得ている。 上記した構成を有する本発明は、超低周波数領
域からの周波数応答を強調するものであるから、
診断に重要な周波数領域が大幅に強調される。し
たがつてコントラストが向上して診断性能が向上
する。また強調の程度を輝度信号、形状等に応じ
て変えれば、偽画像の発生を防止し、かつ診断に
重要な疾患が見ずらくなるのを防止することがで
きる。 さらに、高周波成分を強調しないようにしたか
ら雑音成分が少なくなり、画像がなめらかにな
る。この結果、見やすい写真像を得ることができ
る。 これらのすべての画像処理は、最終的には人間
の視覚に対する変調伝達関数の最適周波数に近づ
けるように配慮されることにより、一層その効果
を発揮するものであり、このためには適度の画像
縮小が特に効果がある。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明によるＸ線画像の処理過程を示
すフローシートである。第２図は非鮮鋭マスク信
号を算出する１つのアルゴリズムを説明するため
画像上の非鮮鋭マスク、画素等を示す図である。
第３図は上記アルゴリズムを利用したときのメモ
リー容量を示す図である。第４図は上記アルゴリ
ズムを利用した演算を行なう回路の構成の例を示
すブロツク図である。第５図および第６図は上記
構成におけるメモリーの構成の変更例を示す図で
ある。第７図および第９図は非鮮鋭マスク信号を
算出するもう１つのアルゴリズムを説明するた
め、画像上の非鮮鋭マスク、画素等を示す図であ
る。第８図はこのアルゴリズムを利用したときの
メモリーの容量を示す図である。第１０図は周波
数強調のステツプを示すグラフである。第１１図
は強調係数βを輝度に応じて変化させる例を示す
図である。第１２図は強調係数βとオリジナル画
像信号Sorgの組合わせの一例を示すグラフであ
る。第１３図及び第１４図は強調係数βを画像信
号により変化させる具体的な方法の例を示す図で
ある。第１５図は実施例における診断性能評価の
結果を示すグラフである。第１６図は強調された
コピー写真における最大の変調伝達関数Ｂと零空
間周波数付近での変調伝達関数Ａとの比Ｂ／Ａ
と、診断性能の評価との関係を示すグラフであ
る。

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、この螢光
   体材料に記録されている放射線画像情報を読み出
   して電気信号に変換した後、記録材料上に可視像
   として再生するに当り、各走査点での超低空間周
   波数に対応する非鮮鋭マスク信号Susを求め、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、演算式 S′＝Sorg＋β（Sorg−Sus） で表わされる演算を行なつて、上記超低空間周波
   数以上の周波数成分を強調する放射線画像処理方
   法において、 前記非鮮鋭マスク信号Susを、前記走査の主走
   査方向に平行な２辺と、副走査方向に平行な２辺
   によつて囲まれた矩形領域内の各走査点における
   オリジナル画像信号Sorgを単純加算平均して求
   めることを特徴とする放射線画像処理方法。 ２ 前記非鮮鋭マスク信号Susを得るための矩形
   の非鮮鋭マスクが、その矩形の一辺の長さを60mm
   〜1.2mmの範囲のものとする大きさであることを
   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 前記矩形の非鮮鋭マスクが、その矩形の一辺
   の長さを30mm〜４mmの範囲のものとする大きさで
   あることを特徴とする特許請求の範囲第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項記載の放射線画像処理方法。 ５ 前記演算式によつて強調された写真像を与え
   る系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項記載の放射線画像処
   理方法。 ７ 前記演算式によつて強調された写真像を与え
   る系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
   記載の放射線画像処理方法。 ９ 蓄積性螢光体を走査してこれに蓄積記録され
   ている放射線画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、この光検出器の出力を前記走査の主走
   査方向に平行な２辺と、副走査方向に平行な２辺
   によつて囲まれた矩形範囲に亘つて単純加算平均
   して超低空間周波数に対応する非鮮鋭マスク信号
   Susを求める回路と、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β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。 １０ 前記演算装置が前記画像信号Sorg、又は
   前記マスク信号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９項記載の放
   射線画像処理装置。