WO2007108346A1

WO2007108346A1 - 放射線画像処理方法、放射線画像処理装置及び放射線画像撮影システム

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Publication number: WO2007108346A1
Application number: PCT/JP2007/054816
Authority: WO
Inventors: Hiromu Ohara; Yuko Shinden
Original assignee: Konica Minolta Medical & Graphic, Inc.
Priority date: 2006-03-22
Filing date: 2007-03-12
Publication date: 2007-09-27
Also published as: JPWO2007108346A1; CN101404937A

Abstract

　本発明は、微小な観察対象物であっても視認性の高い放射線画像データを得ることができる放射線画像処理方法、放射線画像処理装置及び放射線画像撮影システムを提供する。このため本発明は、２０ｋｅＶの放射線を照射した場合における放射線の吸収率が０．００２５％以上２．５％以下である被写体に放射線を照射して得られた放射線画像データに対して、γ値Ｇが２０以上３０以下の階調曲線を用いた階調処理を施し、観察時において、大きい放射線透過量部位が低濃度又は高輝度で表示され、小さい放射線透過量部位が高濃度又は低輝度で表示されるような反転処理を施すことを特徴とする。

Description

放射線画像処理方法、放射線画像処理装置及び放射線画像撮影システム技術分野

[0001] 本発明は放射線画像処理方法、放射線画像処理装置及び放射線画像撮影システムに関する。

背景技術

[0002] X線を代表とする放射線の写真は医療において広く使用されており、癌を初めとする様々な疾病の早期発見等のために、微細な異常を確実に発見することを可能にする技術が開発されている。

[0003] 例えば、特許文献 1では、 X線 (放射線)の透過量の少な!/ヽ部分を低輝度又は高濃度とする画像として表示することにより、視覚的に病巣を発見しやすくすることが提案されている。

[0004] また、例えば、特許文献 2〜4のように、位相コントラスト撮影による X線画像を医療に使用する技術が開発されている。この技術によれば、観察対象物と背景の境界を強調する位相コントラスト画像の特徴を利用して、観察対象物と背景との間の X線吸収率の差が小さい場合でも、観察対象物を検出することが可能となる。

特許文献 1：特表 2005 - 509472号公報

特許文献 2：特開 2001— 91479号公報

特許文献 3：特開 2001— 299733号公報

特許文献 4：特開 2001— 311701号公報

発明の開示

発明が解決しょうとする課題

[0005] 近年、人体に入り込んだアスベストが塵肺や中皮腫等の重篤な疾病を誘起するとしてその対策が望まれている力現在では人体に入り込んだアスベストをそのまま検出する手段はないとされている。そのため、患者の肺などの臓器を摘出、化学処理し、得られた試料の光学顕微鏡画像カゝら人体内のアスベストの有無を診断する検査が試みられている。

[0006] しかるに、アスベストとして検出される石綿小体や繊維束の直径は一般的に 50 m 以下、中には 10 m以下のものがあるように微細であり、かつ非常に数が少ないので、光学顕微鏡においてアスベストを検出することは非常に労力と時間を有し、かつ検出することが非常に難しい検査である。また、微細であるゆえに X線の吸収能が低ぐ仮に X線画像において検出できたとしても、観察対象物であるアスベストと背景である周囲の組織との間の濃度差があまりなぐアスベストを背景力識別できるように画像ィ匕することが困難である。また、画像ィ匕できたとしても、背景に現れるノイズにより医師が観察 (判断)できない場合が少なくない。このように、確実なアスベスト検出技術がないのが現状である。

[0007] 特許文献 1に開示されている反転処理は、視認性を向上する技術ではあるが、観察対象物と背景との濃淡差が十分に得られな!/ヽ放射線画像にお!ヽては、視認性の向上は不十分である。

[0008] また、特許文献 2〜4等の従来の位相コントラスト撮影を用いた技術によっても、背景に現れるノイズにより観察対象物との判別が付け難ぐ確実にアスベストを検出するには、不十分である。

[0009] 従って、本発明は、人体に入り込んだアスベストのように微少な観察対象物でも検出することを可能にする放射線画像処理方法、放射線画像処理装置及び放射線画像撮影システムを提供することを目的とする。

課題を解決するための手段

[0010] 本発明は、背景との間にコントラストを出し難い観察対象物に対しても十分なコントラストを出すことを可能にしたもので、アスベストなどのように、径カ 0. 05-50 のような微細な観察対象物の検出をも可能とするものである。

[0011] 本発明においては、 20keVの放射線を照射した場合における観察対象物の放射線の吸収率が、 0. 0025%以上、 2. 5%以下であるものとした。

[0012] 本発明においては、このような放射線の吸収率が低い観察対象物に対して γ値 G が 20以上 30以下の階調曲線を用いた階調処理が行われる。

[0013] 本発明においては、更に、観察時において、大きい放射線透過量部位が低輝度又は高濃度で表示され、小さヽ放射線透過量部位が高輝度又は低濃度となるような反転処理が施される。

具体的には、前記目的は、下記の発明により達成される。

20keVの放射線を照射した場合における放射線の吸収率が 0. 0025%以上、 2. 5

%以下である被写体に放射線を照射して得られた放射線画像データに対して、 γ値 Gが 20以上 30以下の階調曲線を用いた階調処理を施し、

観察時において、大きい放射線透過量部位が低濃度又は高輝度で表示され、小さい放射線透過量部位が高濃度又は低輝度で表示されるような反転処理を施すことを特徴とする放射線画像処理方法。

2.

前記放射線画像データにおける関心領域を指定し、

前記関心領域に対して前記階調処理及び前記反転処理を施すことを特徴とする前記 1に記載の放射線画像処理方法。

3.

前記放射線画像データは、焦点径 D ( μ m) (ただし、 1≤D≤ 30とする）の放射線源と、前記被写体を透過した放射線を検出する放射線検出器とを用いて、拡大率 M ( ただし、前記放射線源の焦点から前記被写体までの距離を Rl、前記放射線源の焦点から前記放射線検出器までの距離を R3としたとき、拡大率 M=R3ZR1とし、 10 ≤M≤40とする。 )の位相コントラスト撮影を行うことにより得られた放射線画像データであることを特徴とする前記 1又 2に記載の放射線画像処理方法。

4.

前記被写体は、放射線の透過方向の径が 0. 05〜50 /ζ πιのアスベストであることを特徴とする前記 1乃至 3の何れか 1つに記載の放射線画像処理方法。

5.

被写体を透過した放射線を検出して得られた放射線画像データに対して画像処理を施す放射線画像処理装置におヽて、

20keVの放射線を照射した場合における放射線の吸収率が 0. 0025%以上、 2. 5 %以下である被写体に放射線を照射して得られた放射線画像データに対して、 γ値 Gが 20以上 30以下の階調曲線を用いた階調処理を施す階調処理手段と、観察時において、大きい放射線透過量部位が低濃度又は高輝度で表示され、小さい放射線透過量部位が高濃度又は低輝度となるような反転処理を施す反転処理手段とを有することを特徴とする放射線画像処理装置。

6.

前記放射線画像データにおける関心領域を指定する関心領域指定手段を有し、該関心領域指定手段により指定された前記関心領域の前記放射線画像データに対して、前記階調処理手段による階調処理及び前記反転処理手段による前記反転処理を施すことを特徴とする前記 5に記載の放射線画像処理装置。

7.

焦点径 D m) (ただし、 1≤D≤30とする）の放射線源と、前記被写体を透過した放射線を検出する放射線検出器とを有し、被写体に対して拡大率 M (ただし、前記放射線源の焦点から前記被写体までの距離を R1、前記放射線源の焦点から前記放射線検出器までの距離を R3としたとき、拡大率 M=R3ZR1とし、 10≤M≤40とする。）の位相コントラスト撮影を行う撮影装置と、

前記 5又は 6に記載の放射線画像処理装置とを備えることを特徴とする放射線画像撮影システム。

8.

前記放射線源の焦点カゝら前記放射線検出器までの距離 R3 (m)力 1≤R3≤4であることを特徴とする前記 7に記載の放射線画像撮影システム。

9.

前記被写体は、放射線の透過方向の径が 0. 05〜50 /ζ πιのアスベストであることを特徴とする前記 7又は 8に記載の放射線画像撮影システム。

発明の効果

本発明によると、観察対象物と背景との間の濃度差があまりない場合でも、確実に観察対象物を検出可能にする放射線画像データの生成が可能となるので、きわめて有用な診断支援技術が提供される。図面の簡単な説明

[0016] [図 1]本発明の実施の形態に係る X線画像撮影システムのブロック図である。

[図 2]本発明実施の形態における X線撮影装置の構成を示す図である。

[図 3]位相コントラスト撮影を説明する図である。

[図 4]位相コントラスト効果 (エッジ効果）について説明する図である。

[図 5]エッジ効果におけるエッジ強度とボケの関係を示す図である。

[図 6]位相コントラスト効果においてボケが生じる場合について説明する図である。

[図 7]PCR画像処理手段において実行される画像処理の流れの一例を示すフローチャートである。

[図 8]本実施の形態に係る階調変換処理において使用される基本 LUTの一例を示す図である。

[図 9]本実施の形態に係る階調変換処理における信号値の対応関係を示す図である

[図 10]反転処理を説明する図である。

[図 11]表示装置における表示画面の一例を示す図である。

符号の説明

[0017] 1 X線撮影装置

2 コントロール部

11 CPU

12 画像処理手段

13 PCR画像処理手段

14 通常画像処理手段

30 X線源

40 X線検出部

W 被写体

発明を実施するための最良の形態

[0018] 本発明に係る実施形態において、被写体としているアスベストについて説明する。

なお、以下の説明では、放射線の代表として X線を用いた例で説明するが、他の放射線である γ線などを用いても構わな、。

[0019] 人体の構造物は、主に C、 H、 0、 Ca等の元素力も構成されて!、る一方、アスベストは主に Si、 0、 Fe、 Mg等の元素から構成されている。各構成元素とその X線吸収率

(質量吸収係数)の関係は下記表 1のようになる。後述の線吸収係数は、質量吸収係数にその物質の密度を乗じたものである。

[0020] [表 1]

[0021] アスベストは、口から吸入され肺胞中に存在することが多い。肺胞構成元素は主に C、 H、 0、 N等であり、アスベストの主成分である Siとの X線吸収率を比較すると、その差は 10倍以上である。そのため、同一 X線量が人体に照射された場合には X線検出器に到達する X線量の差も大きぐその X線画像データ上におけるコントラスト (濃度差)も大きくなる。

[0022] 胸部を撮影して得られた X線画像データでは、 X線吸収率差が大きい骨部と肺胞部、肺血管部とを同時に読影しやすい濃度とするように、 X線画像データ上の階調特性を調整している。しかし、このように調整された階調特性の下では、アスベストとして検出される石綿小体や繊維束の直径は一般的に 50 m以下、中には 10 m以下のものがあるように微細であるので、 X線の吸収率が低ぐアスベストと肺胞組織のような比較的到達 X線量の差が小さ!、画像部分にお!、て充分なコントラストが得られず、アスベストと肺胞の境界部分が判別できなくなってしまう。

[0023] よって、本実施の形態にぉヽては、微小なアスベストを視認可能な X線画像データを得るため、撮影時に用いる X線管の焦点径、拡大率を制御して拡大撮影を行い、拡大撮影により得られたデジタル X線画像データにアスベストの検出に応じたデジタル処理ならではの画像処理である階調処理及び反転処理を施すことにより、ァスべストの視認性が高ヽ X線画像データを生成する。

[0024] 観察対象物としてのアスベストは、 X線の透過方向の径が 0. 05 μ m以上 50 μ m以下であるものが好ましい。より好ましくは 0. 1 m以上 50 m以下、さらに好ましくは 1 μ m以上 10 m以下である。径の下限は X線検出器の分解能に応じて定まり、径の上限は、得られた X線画像データ上での観察対象物と背景とのコントラストにおける、観察対象物の信号が、高信号値側な、し低信号値側で飽和しなヽ程度で定まる。

[0025] ここで、 X線の吸収率について説明する。本発明においては、 20keVの X線 (放射線)を照射した場合における観察対象物の X線の吸収率が 0. 0025%以上 2. 5%以下としている。好ましくは X線の吸収率が 0. 05%以上 0. 5%以下である。より好ましくは、アスベストの主成分である SiOが径 0. 05〜50 mであるときの、 20keVの X

2

線を照射した場合の吸収率である。

[0026] X線の吸収率は、実際はデジタル X線検出器の信号値で確認近似することができる。例として、ここでデジタル X線検出器は、入射した X線量と出力される信号値とが線形な関係にあるもの（例えば、平面画像検出器 (Flat Panel Detector :FPD)などがある）で考えるとする。線形ということは、ある X線量が入射したときの信号値が 1ならば、その 10倍の X線量が入射したときの信号値は 10になるということである。

[0027] 例えば、被写体として、肉人体組織を想定した lmm (0. 1cm)厚の水と、アスベストを想定した 10 /ζ πι (0. 001cm)の SiOとに X線を照射撮影した場合の吸収率差を考

2

える。それぞれ、 20keVにおける線減弱係数; zは水が lZcm、 SiOは 5Zcmであ

2

る。

[0028] 一方、 X線透過量 Tは下記式 (A)で表される。

[0029] Τ= Θχρ (- ^ Χ) · · · (Α)

ここで、 μ：線減弱係数、 X：厚みである。吸収率は、 1—透過量 Τ、で表される。

[0030] 被写体厚がそれぞれ 0. lcm、 0. 001cmなので、水を透過する X線量は 90. 5% すなわち吸収率が 9. 5%であり、 SiOを透過する X線量は 99. 5%となり、すなわち

2

吸収率は 0. 5%である。 [0031] ここで、上記デジタル X線検出器を用いると、被写体のな!、ところに照射した X線により信号値 1000が得られるならば、水が存在する場所では信号値 905が得られ、 Si Oが存在する場所では信号値 995が得られる。また、被写体のないところに十倍の X

2

線が照射され信号値" 10000"が得られるならば、水が存在する場所では信号値 90 50が得られ、 SiOが存在する場所では信号値 9950が得られる。

2

[0032] このように、被写体の物質と厚さ（アスベストのような繊維状のものならば径など）がわかれば、デジタル X線検出器を用いて得られた信号値から被写体の X線の吸収率を求めることができ、本発明に当てはまる条件力どうかを検証することができる。

[0033] 観察対象物と背景とを含む X線撮影の被写体としては、 20keVの X線を照射したときの観察対象物における X線の吸収率と、背景における X線の吸収率との差 (以下、吸収差という）が 0. 003%以上 5%以下であるものが好ましぐさらに好ましくは 0. 03 %以上 0. 5%以下である。

[0034] ここで、吸収差について説明する。患者若しくは患者力も取り出した検体を撮影する場合、実際にはアスベストは肉人体組織に覆われていると考えられるので、その場合を想定する。すなわち、被写体となる検体は 10 mの SiOが水中にあると想定で

2

きる。検体において観察対象物となる SiOが存在しないところ、すなわち背景となる

2

水のみが存在する場所の X線透過率を 100%とすると、観察対象物と背景との透過率差 Dは下記式 (B)で表される。

[0035] D = exp (- ^ subXSiO ) · · · (B)

2

ここで、 sub :観察対象物と背景との減弱係数の差、 XSiO： SiO観察対象物の厚

2 2

みである。

したがって、直径 10 /z mのアスベストの水との透過率差 D = 99. 6%となり、吸収差は、 100- 99. 6 = 0. 4%となる。本発明では吸収率で定義した力吸収差で定義することもできる。その場合の好ましい範囲は、 20keVの X線の吸収差が 0. 003%以上 5 %以下であり、好ましくは 0. 03%以上 0. 5%以下である。

[0036] ここで、上記デジタル X線検出器を用いると、水のみのところに照射した X線により信号値 1000が得られるならば、 SiOが存在する場所では信号値 996が得られ、信

2

号値差 4がコントラスト差として画像情報として得られる。また、前記前提の、水のみのところに十倍の X線が照射され信号値" 10000"が得られるならば、 SiOが存在する

2

場所では信号値 9960が得られ、信号値差は十倍の" 40"になる。

[0037] しかし、画像としてフィルムやモニタに出力するときは、信号値は対数変換された後に出力されるので、大切なのは信号値差ではなぐ信号の比になる。前述の場合、コントラスト比 (信号値差 Z基準となる背景の信号値) V=4Z1000 = 0. 004、後述の場合、 V=40Z10000 = 0. 004となり、出力画像のコントラスト比は照射量に関わらないことがわ力る。

[0038] このように被写体および周辺部位の物質と厚さ（アスベストのような繊維状のものならば径など）がわかればコントラスト比が得られ、そこから逆に被写体の吸収差を求めることができ、本発明に当てはまる条件かどうかを検証することができる。

[0039] また、本発明では、 20keVにおける吸収率で定義した力 X線エネルギーを変化させても各物質の減弱係数を求めることができるので（例えば、 30keVの SiO

2は 1. 8

Zcm)、そのエネルギーに対応する吸収率を求めることができる。よって、本発明は、 20keVの X線を用いた撮影のみに適応されるものではなぐ様々な X線エネルギーを用いた撮影に対応することができる。

[0040] 以下に本発明の実施の形態に基づいて本発明を説明するが、本発明は該実施の形態に限られない。

[0041] 図 1は本発明の実施の形態に係る X線画像撮影システムを示すブロック図である。

[0042] コントロール部 2はシステム全体を制御する部分であり、入力手段 27で入力された様々な設定条件に従って、各種の撮影条件に応じた X線撮影や当該 X線撮影により得られた X線画像データに対して画像処理を行う。すなわちコントロール部 2は、本発明に係る画像処理装置としての機能を有する。各種の撮影条件の代表例としては、被写体 Wと X線検出手部 40とを密着させて撮影を行う通常撮影と、被写体 Wから X 線検出手部 40を離間させて拡大撮影を行う位相コントラスト撮影とがある。ここで被写体 Wは、観察対象物となるアスベストが存在して、ると思われる患者の身体の一部 (例えば肺)若しくは患者の身体力摘出した組織の一部である検体である。

[0043] CPU11はシステム全体を制御する。画像処理手段 12は、 PCR (Phase Contras t Radiography)画像処理手段 13及び通常画像処理手段 14を有する。 PCR画像処理手段 13は位相コントラストにより得られた X線画像データを処理し、通常画像処理手段は、通常の X線画像データ、即ち密着撮影により得られた X線画像データを処理する。 15は、画像処理における階調曲線のデータ等の撮影情報を記憶する撮影情報記憶手段である。

[0044] 入力手段 27では、撮影条件、画像処理条件、患者情報など各種の情報が入力される。出力手段 28は、コントロール部 2において処理された X線画像データを、医師等の使用者が目視で観察可能なように出力するものであり、フィルム等の画像記録媒体に画像を記録する出力手段、ディスプレイに画像を表示する表示手段或ヽは、ネットワークを介して外部に X線画像データを送信する通信手段である。

[0045] X線発生源 30はコントロール部 2によって制御される力コントロール部 2による制御に限定されない。 X線発生源 30から放射された X線力被写体 Wを透過して、 X線検出器 40を照射する。 X線発生源 30の詳細については後述する。

[0046] X線検出器 40は、 X線を受光してアナログ信号を出力するものであり、 FPD (Flat Panel Dtector)や輝尽性蛍光体を用いた検出部等が用いられる。 X線検出器 40 の詳細については後述する。

[0047] 本発明の実施の形態に係る X線画像撮影システムの動作にっヽて説明する。

<X線撮影 >

本発明の実施の好ましい実施の形態においては、下記に説明するように、位相コントラスト撮影が行われるが、本発明においては位相コントラスト撮影に限定されず、被写体 Wと X線検出部 40とを密着させて撮影を行う通常撮影により生成した画像データ処理することちでさる。

[0048] 図 2に、位相コントラスト撮影を行う本実施形態における X線撮影装置 1の外観を示す。

[0049] X線撮影装置 1は、図 2に示すように、 X線発生源 30、 X線検出器 40を備えて構成されており、 X線発生源 30から被写体 Wに向けて照射した X線を X線検出器 40で検出し、その出力信号を AD変 41でデジタル変換して X線画像のデジタルデータを生成する。位相コントラスト撮影時には、被写体 Wと X線発生源 30、被写体 Wと X 線検出器 40間の距離 R1、R2を調整することにより拡大率 Mの拡大撮影を行う。

[0050] X線発生源 30は、焦点から X線を発生して被写体 Wに向けて照射するものであり、その大きさを焦点径 D ( m)という。 X線発生源 30では、一般的にこの焦点径 Dが大きくなるほど一定時間内に照射される X線量が大きくなる。

[0051] X線発生源 30を構成する回転陽極を有する X線管としては、 Mo管球、 Rh管球、 W 管球等が用いられるが、位相コントラスト撮影では、管球の焦点径が小さくかつ高出力の X線源が望ましい。高出力化の一つの例としては、回転陽極 (ターゲット）に照射される電子線が回転陽極の同心円上の同じ位置に当たらな、ように、電子線が照射されて、る間回転陽極が少しずつ移動すると、う方法が考えられる。

[0052] X線検出器 40は撮影部位に合わせてその高さ位置を調整可能に構成されて、る。

[0053] X線検出器 40は照射される X線を検出するものである。 X線検出器 40として揮尽性蛍光体プレートを適用する場合、当該揮尽性蛍光体プレートにレーザ光等の励起光を照射し、蛍光体プレートから出射される揮尽光を画像信号に光電変換する読取部が X線検出器 40内に設けられ、該読取部が読取信号を出力する。

[0054] X線検出器 40が FPDの場合、入射した X線量に応じて電気信号を生成する変換素子がマトリクス状に配設されており、 X線検出器 40内で直接電気信号を生成する。 FPDを適用した場合、 FPD内で電気信号は AD変換され、得られたデジタル X線画像データがコントロール部 2に出力される。

[0055] 次に、 X線撮影装置 1による位相コントラスト撮影について説明する。

[0056] 図 3は、位相コントラスト撮影の概略を説明する図である。

[0057] 図 3に示すように、通常の撮影方法の場合、被写体 Wと接する位置（図 3の密着撮影位置）に X線検出器 40が配置され、 X線発生源 30から照射された X線を受け密着画像を撮影するように構成されている。この場合、得られる X線画像データはライフサィズ (被写体 Wと同一サイズであることをいう）とほぼ等サイズとなる。

[0058] これに対し、位相コントラスト撮影は、被写体 Wと X線検出器 40との間に距離を設けるように X線検出器 40を配置するものであり、 X線発生源 30からコーンビーム状に照射された X線により、ライフサイズに対して拡大された X線画像データ（以下、拡大画像データと、う)力 S得られることとなる。 [0059] ここで、拡大画像データのライフサイズに対する拡大率 Mは、 X線発生源 30の焦点 aから被写体 Wまでの距離を Rl、被写体 Wから X線検出器 40までの距離を R2、 X線発生源 30の焦点 aから X線検出器 40までの距離を R3 (R3=R1 +R2)とすると、下記式（1)により求めることができる。

[0060] M=R3/R1 - - - (1)

拡大画像データでは、図 4に示すように、被写体 Wの辺縁を通過することにより屈折した X線が被写体 Wを介さずに通過した X線と X線検出器 40上で重なり合ヽ、重なった部分の X線強度が強くなる。一方で、屈折した X線の分だけ、被写体 Wの辺縁内側の部分において X線強度が弱くなる現象が生じる。そのため、被写体 Wの辺縁を境にして X線強度差が広がるエッジ強調作用（エッジ効果ともいう）が働き、辺縁部分が鮮鋭に描写された視認性の高い X線画像データを得ることができる。

[0061] X線発生源 30が点線源（つまり、焦点 aが点）であるとみなした場合、辺縁部分における X線強度は図 5の実線で示すようなものとなる。図 5に示す Eは、エッジ強調の半値幅を示し、下記式（2)により求めることができる。半値幅 Eはエッジの山一谷間の距離を示す。

[0062]

ただし、

5は、 X線の屈折が生じる部分での屈折差

ァは、物体（被写体）の半径

[0063] しかし、医療現場や非破壊検査施設では、 X線発生源 30にクーリッジ X線管 (熱電子 X線管ともいう）が広く使用されており、このクーリッジ X線管では、図 6に示すように焦点径 Dがある程度大きくなるため、理想的な点線源とみなすことができない。この場合、図 6に示すように、エッジ強調の半値幅 Eが広がり、かつ強度が低下することとなるため、幾何学的不鋭が生じることとなる。この幾何学的不鋭をボケという。

[0064] ボケが生じた場合の辺縁部分における X線強度は、図 5の点線で示すようなものとなる。ボケが生じた際のエッジ強調の半値幅は、幾何学的不鋭のため理想的な点線源を想定した場合のエッジ強調幅 Eより広がることとなる。このボケが生じた場合のェッジ強調の半値幅を EBとすると、 EBは下記式（3)から求めることができる。

[数 2]

[0066] 式中、 δ及び rの定義は、式 2と同じである。

[0067] また、 EBはボケが無い場合のエッジ強調半値幅 Eにボケの大きさを示す Bをカロえ、 EB = E + Bで示される。

[0068] ここで、アスベスト等のような、径が 50 μ m以下とヽぅ微小な撮影対象物の視認性を向上させるためには、拡大率 Mを大きくすることが必要である。拡大率 Mを大きくするためには、式 1より距離 R2を大きくすればよいが、距離 R2の増加はボケの半値幅 EB の増大を招くこととなる。ここで、上記撮影対象物の径を s ( m)とする。径 sとは対象物が略球形や略立方体等の異形体ではない場合はその外接円の直径を、糸状の細長いもの等、異形体である場合には異形体の延展方向（細長い方向）と直交方向の断面の直径を意味するものとする。

[0069] なお、拡大率 Mを調整する場合、距離 R1を固定し、距離 R2を増減することにより拡大率 Mを可変することができるが、距離 R1の設定が余りにも大きいと実際の撮影において不適切な距離設定となる場合がある。例えば拡大率 M = 20 (倍)のとき、距離 Rl = l (m)とすると距離 R2は 19 (m)に設定しなければならないが、通常の撮影室ではこのような設定は現実的ではな、。

[0070] これに対し、距離 R1の設定を小さくすると、照射野力、さくなり、被写体 Wの一部しか撮影できないこととなってしまう。一般的には、被写体 Wと X線発生源 30の間には余分な被爆を防ぐための照射野絞りや筐体を設置していることが多いため、距離 R1 を小さくするには限界がある。

[0071] よって、撮影室内等、距離 R3の設定に制限がある場合には、距離 R3を固定し、その固定した距離 R3の中で距離 Rl、 R2の比率を変えることが好ましい。例えば、 R3 = 3. 5 (m)に決定した場合、この距離 R3に対し、 R1 = 0. 7 (m)、R2 = 2. 8 (m)とする。一般的な撮影室の広さを考慮すると、距離 Rを 1≤R3≤4の範囲とし、この範囲内で拡大率 Mと拡大画像の視認性との関係を見ながら、経験的、実験的に最適な距離 R3、 Rl、 R2を決定すればよい。

[0072] また、式 3からも分力るように、ボケ Bの程度は焦点径 Dに依るところが大き、。 0. 0 5≤s≤50の微小な観察対象物を拡大画像上で観察する場合には、焦点径 Dを大きくするとその分ボケの程度も大きくなり、結果としてエッジ強調作用が得られない画像となってしまう。

[0073] よって、本実施の形態に係る X線撮影システム 1では、 0. 05≤s≤50 m)の微小な観察対象物を撮影する際には、 X線発生源 30の焦点径 Dを 1≤ D≤ 30 m) とし、かつ拡大率 Mを 10≤M≤40とすることでその撮影画像を出力した際に良好な視認性を得ることができる。

[0074] 拡大撮影が行われると、画像検出器 40により検出された拡大画像の読み取りが行われ拡大画像データが生成される。このとき、拡大画像データの生成単位である読取画素サイズ Ρ ( /ζ πι)は、 P≤s X M + B (ここで、 Mは拡大率であり、 sはアスベストの径（ m)で、 Bは X線焦点径による幾何学的不鋭であり、 B = D XR2ZR1で示される。）を満たすことが好ましい。この条件下では、拡大画像データにおいてアスベストの画像領域内で少なくとも 1ピクセル (画素）分の読取データ (デジタル信号値）がァスベストに対応する信号値レベルになる可能性が増え、微小なアスベストの信号を検出することが可能となる。

[0075] さらに好ましくは、 2P≤s X M + Bを満たす読取画素サイズ Pで読み取る。すなわち、拡大画像データ上のアスベストの画像領域内において少なくとも 2画素分の読取が行われることになる。上記 P≤s X M + Bの条件の場合には読み取り時の結像位相によっては 1つのアスベスト画像領域の信号力複数のピクセルにわたって検出され、アスベスト領域の信号強度が損なわれる場合も考えられる。しかし、 2P≤s X M + Bとした場合、読み取り時の結像位相によらずアスベストの径内で少なくとも 1ピクセル（画素）分の読取データがアスベストに対応する信号値レベルになるため、常に明確な信号強度でアスベスト領域の信号を検出する場合には、 2P≤ s X M + Bを満たすことが好ましい。 <画像処理 >

X線撮影装置 1にお、て位相コントラスト撮影が行われ、生成された拡大画像データは、 PCR画像処理手段 13において画像処理が施される。図 7は、 PCR画像処理手段 13において実行される画像処理の流れの一例を示すフローチャートである。

[0076] PCR画像処理手段 13においては、照射野の認識が行われ (ステップ S1)、ステツプ S1で認識された照射野において階調変換処理及び反転処理の対象となる関心領域 (ROI)の設定が行われ (ステップ S 2)、ステップ S2で設定された関心領域に相当する画像データに対して、階調変換処理 (ステップ S3)、反転処理 (ステップ S4)及び周波数強調処理 (ステップ S5)、が実行される。

[0077] なお、必要に応じてダイナミックレンジ圧縮処理を実行するようにしてもよ!、。また、同一被写体に対して相異なるエネルギー分布を有する X線を照射せしめ、被写体の特定の構造物 (たとえば、臓器、骨、血管、アスベスト繊維等）が特有の X線エネルギ一吸収特性を有することを利用して特定の構造物が異なって描出された 2つの画像信号を得、その後この 2つの画像信号に適当な重み付けをした上で、両信号間で引き算 (サブトラタト）を行い特定の構造物の画像を抽出するサブトラクシヨン処理を行うようにしてもよい。

<照射野認識 >

図 7に示したステップ S 1の照射野認識処理の詳細について説明する。

[0078] 位相コントラスト撮影を含む X線画像の撮影に際しては、たとえば診断に必要とされなヽ部分に X線が照射されな、ようにするため、ある、は診断に必要とされな、部分に X線が照射されて、この部分で散乱された X線が診断に必要とされる部分に入射されてコントラストが低下することを防止するため、被写体 Wの一部や X線発生源 30に鈴板等の X線非透過物質を設置して、被写体 Wに対する X線の照射野を制限する照射野絞りが行われる。

[0079] この照射野絞りが行われた場合、照射野内領域と照射野外領域の X線画像データ

(拡大画像データ）を用いてレベルの変換処理やその後の階調処理を行うものとすると、照射野外領域の X線画像データによって、照射野内領域の診断に必要とされる部分の画像処理が適正に行われなくなってしまう。このために、 X線画像データに対して画像処理の前に、照射野内領域と照射野外領域を判別する照射野認識が行われる。

[0080] 照射野認識の手法は何れのものを採用してもよい。例えば特開平 5— 7579号に開示のように、拡大画像データを複数の小領域に分割し、この分割領域毎に分散値を求め、求めた分散値に基づいて照射野領域のエッジを検出して照射野領域を判別することとしてもよい。通常、照射野外領域では略一様の到達 X線量となるため、その小領域の分散値は小さくなる。一方、照射野領域のエッジを含む小領域では到達 X 線量が大き、部分 (照射野外領域)と被写体によって到達 X線量カ^、くらか低減された部分 (照射野領域)とが混在することから、分散値は大きくなる。よって、分散値が一定値以上大きい小領域にエッジが含まれるとしてこのような小領域に囲まれる領域を照射野領域と判別する。

<関心領域の設定 >

図 7に示したステップ S 2の関心領域設定処理の詳細について説明する。

[0081] 照射野認識が行われると、認識された照射野領域は、 X線画像データの分布を所望のレベルの分布に変換する際に、 X線画像データのレベルの分布を決定するための領域に設定される。この関心領域内の X線画像データ力代表値を決定し、この代表値を所望のレベルに変換することで、所望のレベルの X線画像データを得ることができる。

[0082] この関心領域は、照射野領域と等しい場合に限られるものではない。たとえば診断を行う上で最も重要な部分を照射野の中央として撮影を行うことが一般的に行われていることから、照射野領域の中央に円形あるいは矩形等の領域を設定して関心領域とするものとしてもよい。ここで、円形あるいは矩形等の領域は、円の直径や矩形の一辺の長さ力たとえば照射野領域の長辺や短辺あるいは対角線の「1Z2〜1Z5」として設定される。また、図示しない操作入力手段により、任意の関心領域を設定するようにしてもよい。

[0083] さらに、照射野領域に所定の人体構造に対応する関心領域を設定してもよい。たとえば

、 X線画像データの水平方向及び垂直方向を順次走査してそれぞれの方向における信号値のプロファイルを作成する。患者の身体を撮影した場合、肺野部は気管や胸椎等の周辺器官に比べて高い値を示すので、プロファイルにおいてその変曲点を検出し、この変曲点の位置により肺野部の領域を特定する。なお、パターンマツチングにより肺野部やアスベスト繊維を検出してもよぐその手法は何れを適用してもよい

[0084] そして、特定された肺野部の領域のヒストグラムを作成し、このヒストグラムにお、て最大値側、最小値側から所定の割合のところの値をそれぞれ最大基準値 H、最小基準値 Lとして決定する。この最大基準値 H、最小基準値 Lは、生成直後の拡大画像の信号値範囲を出力画像における信号値範囲 (最大値 SH、最小値 SL)に変換する際の基準値として用いられるものである。

<階調変換処理 >

図 7に示したステップ S3の階調変換処理の詳細について説明する。

[0085] 階調変換処理は、画像出力時の濃度、コントラストを調整するための処理である。

階調変換処理は、（1)正規化処理、（2)基本 LUT (ルックアップテーブル)を用いての変換処理の 2段階で行い、最終的に所望の信号値範囲、階調特性となるように階調変換を行うものである。

[0086] 従来、撮影にはスクリーン Zフィルム方式が採用されていた背景から、揮尽性蛍光体プレートや FPD等の画像検出器 40を用いたデジタル処理方式が採用された現在でも、医師の読影能 (診断性能)を維持するため、スクリーン Zフィルム方式で培われた階調特性 (コントラスト)を目標として入力信号 (読取信号)の変換処理が行われている。

[0087] スクリーン Zフィルム方式で得られる階調特性は、図 8に示すように S字状の曲線となる。階調処理では、この階調特性を示す LUTを基本 LUTとして準備しておき、正規化処理により対象画像について個々の信号調整を行った後、この基本 LUTを用いて信号値の変換を行う。

[0088] 図 9に、画像検出器 40 (輝尽性蛍光体プレートの場合）により検出される X線量とその X線量に応じて最終的に出力される X線画像データの信号値との関係を示す。図 9の座標系において、第 1象限は読取特性を示しており、画像検出器 40への到達 X 線量と読取信号値 (アナログ信号値)との関係を示している。また、第 2象限は正規化特性を示しており、その読取信号値と正規化処理が施された後の正規化信号値 (デジタル信号値)との関係を示している。第 3象限は階調変換特性を示すものであり、正規化信号値と基本 LUTにより変換された出力濃度値 (デジタル濃度信号値)との関係を示している。なお、ここでは出力濃度値を 0〜4095の 12ビット分解能としている。

[0089] 第 2象限において、正規ィ匕特性を示す直線はその傾きを変化させることにより出力値の範囲（SH— SL間の大きさ）を調整することができるとともに画像全体のコントラストを変化させることができる。この傾きを γ値とする。また、階調特性を示す直線の切片を変化させることにより、出力値の範囲全体の高低 (SH— SLの移動）を調整し、これにより画像全体の濃度を変化させることができる。この切片を S値とする。

[0090] 例えば、図 9に示す直線 h2と直線 h3で正規ィ匕を行った場合を比較すると、直線 h2 は直線 h3より γ値及び S値が大きいため、直線 h3により正規ィ匕を行った場合に比べて SH— SL間が小さくなるとともにその位置が低信号値側にずれる。

[0091] すなわち、階調特性を示す直線の傾き γ値、切片 S値を階調変換パラメータとしてこれを制御することにより、出力画像の濃度範囲、コントラストを調整することができる

[0092] γ値 Gは、図 8に示すスクリーン Ζフィルム方式における階調特性曲線の傾きを求める下記式 (4)により決定される。

[0093] G= (D2 - D 1 ) / (logE2 - logE 1 ) · · · (4)

ここで、 D1 = 0. 25 +Fog, D2 = 2. 0+Fog、 Fog = 0. 2であり、 El、 E2はそれぞれ D2、 Dlに対応する入射 X線量である。胸部や乳房等の人体各部位を観察対象とする場合、 γ値 Gは一般に、 2. 0〜3. 5程度のものが用いられることが多い。

[0094] また、 S値は下記式（5)により求められる。

[0095] S = QRX P1/P2- - - (5)

ここで、 QRは量子化領域値であり、 P1は信号値 1535 (QR= 200、出力濃度 1. 2

)となる到達 X線量、 P2は階調変換後の画像で出力濃度 1. 2となった画素の実際の到達 X線量である。 [0096] PIの値は、撮影前の量子化領域 QR値の設定で一意に決まるものである。

[0097] 求めた γ値、 S値により定まる直線から X線画像データの信号変換を行うことにより

X線画像データの正規化を行う。そして、この正規ィ匕画像に基本 LUTを用いて階調変換を行い、所望の階調特性の処理画像を得る。

[0098] すなわち、 γ値、 S値を用いて正規ィ匕を行うことにより同一の LUTを用いても X線量のばらつき及び出力手段における出力特性に応じた階調変換を行うことができるものである。

[0099] 以上が通常時の階調処理の内容であるが、本実施形態では、出力画像におけるァスベストの低いコントラストに注目し、アスベストの視認性を向上させるため、アスペストのコントラストが大きくなるよう、上記の式 (4)によらず γ値を引き上げることが必要である。

[0100] 図 9中、符号 hiで示すのはアスベストが存在する肺野部についての X線量のヒストグラムである。アスベストのコントラストは非常に低ぐその信号幅は狭い。よって、出力可能な濃度範囲をヒストグラム全体の信号幅に割り付けるのではなぐ当該ァスべストの信号帯域である狭い領域に割り付けて、 γ値 Gを 20以上とし、アスベスト画像のコントラストを向上させることが好ましい。より好ましくは、 γ値 Gは 20〜30の範囲の値から選択される。

[0101] γ値 Gが 20よりも低いと、観察対象物の画像と背景画像との濃度又は輝度の差が低くなつて、観察対象物の検出が困難になる。

[0102] また、 γ値 Gが 30よりも高いと、周辺部分 (背景画像)のノイズが非常に大きくなり、力えって識別能が低下して観察対象を検出しづらくなる。また、従来の G値では気にならなカゝつた X線照射ムラであるヒール効果も影響が大きくなり、画像全体を均一な濃度ないし輝度で表示することが困難になる。

<反転処理 >

図 7に示したステップ S4の反転処理の詳細について説明する。反転処理は反転処理手段としての画像処理手段 12により行われる。

[0103] 本実施の形態にぉヽては、 X線画像データは X線透過量の大きヽ部位が高信号値を有し、 X線透過量の小さい部位が低信号値を示す、いわゆるネガ画像となっているので、反転処理はネガポジ反転処理となる。反転処理は図 10に示すように、図 7に示したステップ S3で階調処理され出力された X線画像データ DTinに対して、ネガポジ反転した関係となる出力 DTout、即ち、高 DTinに対して低 DToutが出力され、低 DTinに対して高 DToutが出力されるように処理を行うものである。

[0104] そして、図 8に示した階調曲線 CVがその中央値 ML (12ビット階調においては 204 8)を中心として、上下に反転した図 10における反転階調曲線 (CV' )を用いて反転処理を行うことが望ましい。

[0105] このような反転処理によって、図 8において階調曲線 CVの低濃度部に位置する観察対象部 Hが図 10における反転階調曲線 (CV' )の高濃度部に位置する観察対象部 (Η' )となる。

[0106] 前記の反転処理は、階調変換処理と同時に行われてもよい。即ち、階調曲線として、図 10に示すような反転階調曲線を用いて、図 8における入射 X線量に対して反転階調処理を行うことにより、階調処理と反転処理とを同時に行うことができる。

[0107] 前記反転処理は次のような処理であるということができる。

[0108] 図 1において被写体 Wを透過した X線の透過量が低い部分の画像を、観察時に、高濃度部又は低輝度画像部として表現し、 X線の透過量が高い部分の画像を、観察時に、低濃度又は高輝度画像部として表現するような X線画像データを作成するのが反転処理である。

[0109] 目視による観察においては、低濃度部における識別能力よりも高濃度部における識別能力の方が一般的に高い。従って、図 10に示す反転処理により、アスベスト等の微細観察対象物も確実に発見されるようになる。

[0110] また、反転処理を行うと、フィルム出力にあっては背景 (バック）の濃度が低くなる（フイルムの光学濃度で 0. 5〜1. 5程度である）。この濃度領域は、フィルム濃度 1. 5〜 3. 0の濃度領域に対して、フィルムの階調曲線での傾きが小さぐこれによりフィルム出力時の背景のノイズが高濃度よりも低く抑えることができる。従って、アスベスト等の微細な観察対象物も確実に発見されるようになる。

[0111] なお、反転処理は、 X線透過量の小さい部位が高信号値を有し、 X線透過量の大、部位が低信号値を示す、、わゆるポジ画像に対しては実行されな!、。 [0112] また、反転処理は、図 10に示したような反転階調曲線を用いるのに代えて、医用画像のデジタル化に関する国際規格 DICOM (digital information and commun ication in medicine)フォーマットのファイルの属性値を変更することでも実現可能である。すなわち、 DICOMフォーマットのファイルでは「Photometric Interpre tation」と呼ばれる属性値が「MONOCHROME I」の時はネガ画像を、「MONO CHROME II」の時はポジ画像を示すことが定義づけられているので、図 7のステツプ S4の反転処理において、属性値「Photometric Interpretationの値を「MO NOCHROME II」とすれば、 DICOM準拠の表示装置や出力装置においては、 X 線透過量の小さ！/、部位が高輝度又は低濃度を有し、 X線透過量の大き！、部位が低輝度又は高濃度を有するポジ画像が出力されるようになる。

<周波数強調処理 >

図 7のステップ S5で実行される周波数強調処理について説明する。

[0113] 周波数強調処理の手法としては、非鮮鋭マスク処理を行う手法や、多重解像度分解を行う手法等がある力ここでは、特開平 9— 44645号公報等に記載されている多重解像度分解を行う手法を例に説明する。

[0114] 多重解像度分解を行う手法では、 X線画像データを複数の周波数帯域の信号に分解し、この分解された信号のうち、所望とする周波数帯域の信号を強調する。

[0115] まず、 X線画像データから 1画素おきにサンプリングし、そのサンプリングした画素間に信号値「0」の画素を補間する。すなわち、サンプリングして得られたサンプリング画像データにおいてマトリクス状に並ぶ各画素の一列おき及び一行おきに「0」の画素が挿人されることとなる。

[0116] 次いで、この補間された補間画像データに対してローパスフィルタによるフィルタ処理を施して、低解像度画像データ glを得る。この低解像度画像データ glは元の X線画像データと比較して空間周波数が半分より低い低周波数帯域が抽出されたものとなっている。これは、サンプリングにより X線画像データの大きさを 1/4とし、画素値「 0」の画素を補間したことにより、空間周波数が半分より高い周波数帯域の画像が失われたためである。

[0117] 次いで、 X線画像データから低解像度画像データ gを減算し、高解像度画像データ j この

1を得る。高解像度画像データ j

1は空間周波数が半分より高い高周波数帯域の画像が抽出されたものであり、原画像のナイキスト周波数 Nのうち、 NZ2〜Nの周波数帯域を示す画像である。

[0118] 次に、低解像度画像データ gに対し、上記のローパスフィルタによるフィルタ処理、

1

補間処理を施して低解像度画像データ g

2を得、低解像度画像データ g

1から低解像度画像データ gを減算して高解像度画像データ jを得る。この高解像度画像データ j

2 2 2 は原画像のナイキスト周波数 Nのうち、 NZ4〜NZ2の周波数帯域のみの画像である。

[0119] このようにフィルタ処理、補間処理を繰り返すことにより、低解像度画像データ gkから、 N/2^k+1〜N/2^kの周波数帯域を示す高解像度画像データ j (k= l、 2、 · · ·）を k

得ることができる。

[0120] そして、所望の周波数帯域の高解像度画像データ j

kが得られると、強調すべき周波数帯域の高解像度画像データ j

kに強調係数を乗じる。次いで、多重解像度分解された画像データを復元するため、この強調係数が乗じられた高解像度画像データを含む各画像 j

kの逆変換を行う。まず、低解像度画像データ g

κに対して各画素間の補間処理を施し、低解像度画像データ gの 4倍の大きさの逆変換画像データ ggを生成 k k する。次に、この逆変換画像データ gg

κと高解像度画像データ j

κとを加算し、加算画像データ gj

k を得る。この加算画像データ gj

k— 1に対し、補間処理により逆変換画像データ gg

k-2を生成し、これに高解像度画像データ j 1

k- を加算して加算画像データ gj k-2を得る。

[0121] このような処理を繰り返し、最高解像度を有する高解像度画像データ jとの加算に

1

より得られた加算画像データ jkを周波数強調処理後の X線画像データとして出力す

1

る。

[0122] ここで、ある幅 A ( m)以下の被写体の視認に必要な空間周波数 F (lpZmm)は、 F≥500ZAでなければならない。拡大撮影では、画像検出器 31上の被写体幅 Aは、被写体サイズ rに拡大率 Mを乗算してボケ幅 Bをカ卩えた A=r X M + Bとなる。径が 0 . 05≤ s≤ 50のアスベストはその最大サイズが 50 ( μ m)であることから、 A= 50M + Bで表されるので、アスベストの視認に必要な空間周波数 Fは、 F = 500/ (50M + B)である。

[0123] 従って、出力画像におけるアスベストの視認性を高めるため、上記周波数強調を行う際には空間周波数 F = 500/ (50M + B)以上の高解像度画像データ jにつ、て k 強調処理を行うのが好ましヽ。

[0124] 以上のようにして、得られた処理済み X線画像データは画像処理手段 12から出力手段 28を介して出力され、図示しない画像 DBに保存される。画像 DBに保存された X線画像データは、入力手段 27からの要求に応じて図示しない表示装置に出力されたり、フィルム出力装置に出力されたりする。

[0125] フィルム出力装置においては、出力されたフィルムの背景の光学濃度は 0. 3〜1.

5が好ましぐさらに 0. 5〜1. 0であることが好ましい。表示装置の場合、背景の輝度は当該表示装置の最大輝度の 10%以上 50%以下であることが好ましぐさらに 15 %以上 30%以下であることが望ましい。背景を上記の光学濃度もしくは輝度とすることにより、ノイズを低減できる。

[0126] なお、本発明に係る実施形態にお!ヽて画像処理された画像データの表示装置における表示方法は、例えば図 11に示すような方法がある。図 11は、表示装置の表示画面 5であり、患者画像表示領域 52には、患者の胸部正面を通常撮影して得られた画像が表示されている。付帯情報表示領域 51には、患者の氏名や年齢等の患者情報や、撮影年月日、撮影部位等の撮影情報が表示されている。

[0127] 読影者が患者画像表示領域 52のうち、発症が疑われる領域をポインタ 54等の入力手段で指定すると、位相コントラスト撮影で撮影された、当該患者の指定された領域に対応する箇所から採取された検体の、本実施の形態に係る階調処理及び反転処理が施された拡大ポジ画像が位相コントラスト画像表示領域 53に表示される。

[0128] このとき、表示装置の階調特性は、位相コントラスト画像表示領域 53に表示される拡大ポジ画像に最適化されたものであることが好ま、。患者画像表示領域 52に表示される通常撮影して得られた胸部正面や胸部側面の画像が、位相コントラスト撮影で撮影され、本実施の形態に係る階調処理及び反転処理が施された検体の拡大ポジ画像に切り替わるようにしてもよい。このよう〖こすること〖こより、読影者は、通常撮影して得られた画像で患者の肺野部における大ま力な疾患状態を把握しながら、患者の肺から採取された検体の読影が要求される場合のみ、本実施の形態に係る階調処理及び反転処理が施された拡大ポジ画像で疾患の原因を特定できるので、短時間のうちに高精度の読影'診断が可能となる。

実施例

[0129] 本実施の形態に係る X線画像撮影システムにおいて、下記の実験条件により位相コントラスト撮影を行ヽ、得られた拡大画像にっ、ての視覚評価を行った。

〈実験条件〉

被写体は、直径 5 ( μ m)のガラスウールを厚さ lmmのアクリル板に貼り付け、これを摘出検体中のアスベストの模擬ファントムとして使用した。なお、アスベストの模擬ファントムの、 20keVの X線を照射したときのガラスウール部分の X線吸収率は 0. 25% であった。

[0130] X線管球は、コ-カミノルタェムジ一社で試作したものを用い、焦点径 D= 10 ( μ m

)のものを使用した。撮影装置についても同社製の試作器を用いた。

[0131] また、画像検出器は同社製の蛍光体プレートであるレジウスプレート RP— 5PM及びレジウスカセッテ RC— 110Mを用いた。

[0132] 上記画像検出器により検出された拡大画像の読取は、コ-カミノルタェムジ一社製

Regius model 190により読み取った。この読取装置では、読取画素サイズを 43.

75 ( ^ m)とした。

[0133] フィルム出力装置は、同社製の DRYPRO model 793を用いて、書込画素サイズ 25 ( m)でフィルムに出力した。このとき、出力対象画像の各画素と出力画像の各画素を 1 : 1に対応させて補間処理を行わずに 1Z1. 75倍（ = 25Z43. 75)出力した。

〈撮影条件〉

撮影時の X線管の管電圧は 40 (kVp)であり、そのときの平均 X線エネルギーは 20 keVであった。また、管電流は 1 (mA)とした。

[0134] また、 X線管の焦点から画像検出器までの距離 R3は、 R3=R1 +R2 = 3. 5 (m)で固定し、距離 R1、R2をそれぞれ 0. 07≤R1≤3. 5、 0≤R2≤3. 43の範囲で可変して拡大率 Mが 1≤ M≤ 50となる範囲で撮影を行った。 [0135] このときの撮影条件とその条件によって生じたボケ Bの測定結果を下記表 2に示す。各撮影条件を識別するため、撮影条件 No.を付与している。これら各撮影条件は、拡大による視認性向上の度合い、ボケ増大によるアスベスト辺縁の視認性劣化の度合い、エッジ強調効果の度合、が異ならせるものとなって!/、る。

[0136] [表 2]

[0137] 〈画像処理条件〉

撮影により得られた条件 1〜条件 7の X線画像データに対し、下記表 3に示したような条件で、前記階調処理、反転処理及び周波数強調処理を施した。そして、画像処理が施された X線画像データを上記フィルム出力装置により出力した。画像処理を施したものについては、階調処理では γ値 Gを、反転処理では反転処理の有無を、周波数強調処理では強調する周波数帯域をそれぞれ変化させている。

[0138] [表 3]

[0139] 〈評価基準〉

フィルム上に出力形成された拡大画像の評価基準は以下の通りである。 [0140] A：繊維一本のそれぞれを鮮明に認識することが可能。

[0141] B :繊維数本のまとまりを認識することが可能。

[0142] C :繊維の存在が確認できる。

[0143] F:繊維の存在が確認できない。

[0144] 上記の評価基準に従って、 7人の画像評価者がフィルム上の X線画像を観察し、被写体となったガラスウール繊維の表 1に示した条件 1〜条件 7の X線画像にっ、て評価を行った結果を下記表 4に示す。なお、上記評価において、繊維を認識できる本数は比較例と変わりないが、繊維の見え方がより鮮明である場合には「+」の符号を付している。

[0145] [表 4]

[0146] 上記表 4の結果より、 γ値 Gが 20以上の階調処理を行わな力つた場合、ガラスウール繊維そのものを識別できなカゝつた。階調処理を行っても反転処理を行わなかった場合、背景画像のノイズが目立ち、ガラスウール繊維との区別が付け難くなつた。 y 値 Gが 20以上の階調処理を行い、さらに反転処理を行った場合、ガラスウール繊維を鮮明に観察することができ、アスベストを被写体とした場合にも良好な X線画像が得られると推定できる。さらに、周波数強調処理を行うことでより鮮明に認識することができた。また、ガラスウール繊維の直径を 10 mとした模擬ファントムにおいても同様の結果が得られた。

Claims

請求の範囲

[1] 20keVの放射線を照射した場合における放射線の吸収率が 0. 0025%以上、 2. 5 %以下である被写体に放射線を照射して得られた放射線画像データに対して、 γ値 Gが 20以上 30以下の階調曲線を用いた階調処理を施し、

[2] 前記放射線画像データにおける関心領域を指定し、

前記関心領域に対して前記階調処理及び前記反転処理を施すことを特徴とする請求の範囲第 1項に記載の放射線画像処理方法。

[3] 前記放射線画像データは、焦点径 D ( μ m) (ただし、 1≤ D≤ 30とする）の放射線源と、前記被写体を透過した放射線を検出する放射線検出器とを用いて、拡大率 M ( ただし、前記放射線源の焦点から前記被写体までの距離を Rl、前記放射線源の焦点から前記放射線検出器までの距離を R3としたとき、拡大率 M=R3ZR1とし、 10 ≤M≤40とする。 )の位相コントラスト撮影を行うことにより得られた放射線画像データであることを特徴とする請求の範囲第 1項又は第 2項に記載の放射線画像処理方法。

[4] 前記被写体は、放射線の透過方向の径が 0. 05-50 μ mのアスベストであることを特徴とする請求の範囲第 1項乃至第 3項の何れか 1項に記載の放射線画像処理方法。

[5] 被写体を透過した放射線を検出して得られた放射線画像データに対して画像処理を施す放射線画像処理装置におヽて、

[6] 前記放射線画像データにおける関心領域を指定する関心領域指定手段を有し、該関心領域指定手段により指定された前記関心領域の前記放射線画像データに対して、前記階調処理手段による階調処理及び前記反転処理手段による前記反転処理を施すことを特徴とする請求の範囲第 5項に記載の放射線画像処理装置。

[7] 焦点径 D m) (ただし、 1≤D≤30とする)の放射線源と、前記被写体を透過した放射線を検出する放射線検出器とを有し、被写体に対して拡大率 M (ただし、前記放射線源の焦点から前記被写体までの距離を R1、前記放射線源の焦点から前記放射線検出器までの距離を R3としたとき、拡大率 M=R3ZR1とし、 10≤M≤40とする。）の位相コントラスト撮影を行う撮影装置と、

請求の範囲第 5項又は第 6項に記載の放射線画像処理装置とを備えることを特徴とする放射線画像撮影システム。

[8] 前記放射線源の焦点力も前記放射線検出器までの距離 R3 (m)力 1≤R3≤4であることを特徴とする請求の範囲第 7項に記載の放射線画像撮影システム。

[9] 前記被写体は、放射線の透過方向の径が 0. 05-50 μ mのアスベストであることを特徴とする請求の範囲第項 7又は第 8項に記載の放射線画像撮影システム。