JP2849913B2 - Desired image signal range determination method - Google Patents
Desired image signal range determination methodInfo
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Description
【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は、放射線画像情報が記録された記録媒体から
上記放射線画像情報を読み取って得た画像信号におい
て、観察したい被写体とは異なる造影剤充盈領域等の部
分を除いた、所望部分のみを担持する画像信号の範囲を
求める方法に関するものである。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION (Industrial application field) The present invention relates to an image signal obtained by reading the above-mentioned radiation image information from a recording medium on which the radiation image information is recorded, and filling the image signal with a contrast agent different from a subject to be observed. The present invention relates to a method for obtaining a range of an image signal carrying only a desired portion, excluding a portion such as a region.
（従来の技術） ある種の蛍光体に放射線（Ｘ線、α線、β線、γ線、
電子線、紫外線等）を照射すると、この放射線エネルギ
ーの一部が蛍光体中に蓄積され、この蛍光体に可視光等
の励起光を照射すると、蓄積されたエネルギーに応じて
蛍光体が輝尽発光を示すことが知られており、このよう
な性質を示す蛍光体は蓄積性蛍光体（輝尽性蛍光体）と
呼ばれる。(Prior art) Radiation (X-ray, α-ray, β-ray, γ-ray,
(Electron beam, ultraviolet rays, etc.), a part of the radiation energy is accumulated in the phosphor, and when the phosphor is irradiated with excitation light such as visible light, the phosphor is stimulated according to the accumulated energy. It is known to emit light, and a phosphor exhibiting such properties is called a stimulable phosphor (stimulable phosphor).
この蓄積性蛍光体を利用して、人体等の放射線画像情
報を一旦蓄積性蛍光体のシートに記録し、この蓄積性蛍
光体シートをレーザ光等の励起光で走査して輝尽発光光
を生ぜしめ、得られた輝尽発光光を光電的に読み取って
画像信号を得、この画像信号に基づき写真感光材料等の
記録材料、CRT等の表示装置に放射線画像を可視像とし
て出力させる放射線画像情報記録再生システムが本出願
人によりすでに提案されている。（特開昭55−12492
号、同56−11395号など。） このシステムにおいては、撮影条件の変動による影響
をなくし、あるいは観察読影適性の優れた放射線画像を
得るためには、蓄積性蛍光体シートに蓄積記録された放
射線画像情報の記録状態、あるいは胸部、腹部などの被
写体の部位、単純撮影、造影撮影などの撮影方法等によ
って決定される記録パターン（以下、これらを総称する
場合には、「蓄積記録情報」という。）を観察読影のた
めの可視像の出力に先立って把握し、この把握した蓄積
記録情報に基づいて読取ゲインを適当な値に調節し、ま
た、記録パターンのコントラストに応じて分解能が最適
化されるように収録スケールファクターを決定すること
が望まれる。Using this stimulable phosphor, radiation image information of a human body or the like is temporarily recorded on a stimulable phosphor sheet, and the stimulable phosphor sheet is scanned with excitation light such as a laser beam to generate stimulated emission light. Radiation that produces a visible image by reading the resulting photostimulated light photoelectrically to obtain an image signal, and based on this image signal, a recording material such as a photographic photosensitive material or a display device such as a CRT. An image information recording / reproducing system has already been proposed by the present applicant. (Japanese Patent Laid-Open No. 55-12492
No. 56-11395. In this system, in order to eliminate the influence of fluctuations in imaging conditions or to obtain a radiation image with excellent suitability for observation and interpretation, the recording state of the radiation image information accumulated and recorded on the stimulable phosphor sheet, or the chest, A recording pattern (hereinafter, collectively referred to as “accumulated recording information”) determined by a part of a subject such as an abdomen and an imaging method such as simple imaging and contrast imaging is visible for observation and interpretation. Grasping prior to image output, adjusting the reading gain to an appropriate value based on the grabbed accumulated recording information, and determining the recording scale factor so that the resolution is optimized according to the contrast of the recording pattern It is desired to do.
このように可視像の出力に先立って放射線画像の蓄積
記録情報を把握する方法として、特開昭58−67240号に
開示された方法が知られている。この方法は、観察読影
のための可視像を得る読取り操作（以下、「本読み」と
いう。）の際に照射すべき励起光よりも低いレベルの励
起光を用いて、前記本読みに先立って予め蓄積性蛍光体
シートに蓄積記録されている放射線画像の蓄積記録情報
を把握するための読取り操作（以下、「先読み」とい
う。）を行ない、放射線画像の蓄積記録の概要を把握
し、本読みを行なうに際して、この先読み情報に基づい
て読取ゲインを適当に調節し、収録スケールファクター
を決定し、あるいは信号処理条件を決定するものであ
る。A method disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 58-67240 is known as a method for grasping the storage record information of a radiation image prior to outputting a visible image. In this method, prior to the main reading, a lower level of excitation light than the excitation light to be irradiated is used in a reading operation for obtaining a visible image for observation reading (hereinafter referred to as “main reading”). A reading operation (hereinafter, referred to as “pre-reading”) for grasping the accumulation record information of the radiation image accumulated and recorded on the stimulable phosphor sheet is performed, an outline of the accumulation record of the radiation image is grasped, and the actual reading is performed. At this time, the read gain is appropriately adjusted based on the pre-read information, the recording scale factor is determined, or the signal processing condition is determined.
上記のような先読みによって得た先読み画像信号から
蓄積性蛍光体シートの蓄積記録情報を把握する方法は種
々考えられているが、そのような方法の一つとして、先
読み画像信号のヒストグラムを作成する方法が知られて
いる。つまりこのヒストグラムの例えば信号最大値、最
小値や、頻度最大点となる信号値等から蓄積記録情報を
把握することができるから、このヒストグラムに基づい
て前記読取ゲイン、収録スケールファクター等の読取条
件や、画像処理条件を決定すれば、診断適性の優れた放
射線画像を再生することが可能になる。Various methods are known for grasping the storage record information of the stimulable phosphor sheet from the pre-read image signal obtained by the pre-read as described above. One of such methods is to create a histogram of the pre-read image signal. Methods are known. That is, for example, the accumulated record information can be grasped from the signal maximum value, the minimum value, the signal value at the frequency maximum point, and the like of the histogram, so that the reading conditions such as the read gain and the recording scale factor based on the histogram are obtained. If the image processing conditions are determined, it becomes possible to reproduce a radiation image having excellent diagnostic suitability.
一方、放射線画像情報記録（撮影）に際しては、診断
に必要の無い部分に放射線を照射しないようにするた
め、被写体の一部に鉛板等の放射線遮蔽板を当てがって
撮影を行なうことも多い。また、観察したい部位が明瞭
に撮影されるように、放射線吸収性の高いバリウム等の
造影剤を器官内に注入して撮影を行なうことも多い。こ
のような造影剤（詳しくは負の造影剤）と上記の放射線
遮蔽板は、果たす効果は互いに全く異なるものである
が、ともに放射線吸収性が高いので、再生放射線画像に
おいては特に低濃度の部分として再生される。On the other hand, when recording (imaging) radiographic image information, imaging may be performed by applying a radiation shielding plate such as a lead plate to a part of the subject so as not to irradiate radiation not necessary for diagnosis. Many. In addition, in order to clearly capture an image of a part to be observed, imaging is often performed by injecting a contrast agent such as barium having high radiation absorption into an organ. The effect of such a contrast agent (specifically, a negative contrast agent) and the above-mentioned radiation shielding plate are completely different from each other, but since both have high radiation absorbency, the low-density portions are particularly low in the reconstructed radiation image. Will be played as
（発明が解決しようとする課題） そのため、前述したよういにして蓄積性蛍光体シート
の蓄積記録情報を把握する場合、これらの造影剤あるい
は放射線遮蔽板（両者のように放射線吸収性の高い物質
を、以下、放射線遮蔽物と総称する）が写し込まれてい
る蓄積性蛍光体シートにあっては、蓄積記録情報が誤っ
て把握されてしまうという問題が生じる。つまり上述の
場合、前記ヒストグラムは放射線遮蔽物の部分について
の画像信号をも含めて作成されることになるので、全体
的に低濃度部の信号頻度が高いものとなり、そのため、
実際に観察したい被写体部分があたかも全体的に低濃度
であるかのように蓄積記録情報が把握されてしまうので
ある。(Problems to be Solved by the Invention) Therefore, as described above, when the storage record information of the stimulable phosphor sheet is to be grasped, these contrast agents or radiation shielding plates (materials having a high radiation absorbing property such as both) are used. (Hereinafter, collectively referred to as a radiation shield), there is a problem that the stored record information is erroneously grasped. In other words, in the case described above, the histogram is created including the image signal for the radiation shielding part, and therefore, the signal frequency of the low-density part is generally high, and therefore,
The stored record information is grasped as if the subject portion to be actually observed has a low density as a whole.
上述の問題を無くすために従来より、先読み画像信号
のヒストグラムから、放射線遮蔽物部分を担持する低濃
度側の範囲を除き、残りのヒストグラムから蓄積記録情
報を把握するという方法が考えられている。ところが、
画像信号のヒストグラムにおいて、放射線遮蔽物部分を
担持する画像信号がとる範囲は、被写体の撮影部位や撮
影方法等によって変化するものであり、そのため上記従
来の方法にあっては、放射線遮蔽物部分を担持する画像
信号の範囲を（裏返せば、この放射線遮蔽物部分を除い
た所望部分を担持する画像信号の範囲を）正確に把握で
きないこともあった。In order to eliminate the above-described problem, there has been conventionally considered a method of removing the range on the low-density side carrying the radiation shielding part from the histogram of the pre-read image signal, and grasping the stored record information from the remaining histogram. However,
In the histogram of the image signal, the range taken by the image signal carrying the radiation shielding part varies depending on the imaging region of the subject, the imaging method, and the like. In some cases, the range of the image signal to be carried (in other words, the range of the image signal carrying a desired portion excluding the radiation shield portion) cannot be accurately grasped.
そこで本発明は、上述のような所望部分を担持する画
像信号の範囲を正確に求めることができる方法を提供す
ることを目的とするものである。Therefore, an object of the present invention is to provide a method capable of accurately determining the range of an image signal carrying a desired portion as described above.
（課題を解決するための手段） 本発明による所望画像信号範囲決定方法は、前記造影
剤等の放射線遮蔽物とともに被写体の放射線画像が記録
されている記録媒体を読取処理にかけて得た画像信号
を、放射線遮蔽物を横切るラインを含む記録媒体上の複
数のラインに沿って微分処理し、 それによって得られた微分値の絶対値が所定のしきい
値を超える記録媒体上の点における画像信号を抽出し
て、それらの画像信号のヒストグラムを作成し、 このヒストグラムにおける頻度最大点の信号値から所
定幅だけ低濃度側にある特定信号値よりも高濃度側の信
号範囲を、前記所望部分を担持する画像信号の範囲とし
て決定するようにしたことを特徴とするものである。(Means for Solving the Problems) A method for determining a desired image signal range according to the present invention is a method for determining an image signal obtained by performing a reading process on a recording medium on which a radiation image of a subject is recorded together with a radiation shield such as the contrast agent. Differential processing is performed along multiple lines on the recording medium including the line that crosses the radiation shield, and the image signal at the point on the recording medium where the absolute value of the differential value obtained thereby exceeds a predetermined threshold value is extracted. Then, a histogram of those image signals is created, and a signal range on the higher density side than the specific signal value on the lower density side by a predetermined width from the signal value of the maximum frequency point in the histogram carries the desired portion. It is characterized in that it is determined as a range of an image signal.
（作用） 放射線画像において造影剤等の放射線遮蔽物は、その
他の部分と比べる著しく低濃度となる。つまりこの放射
線遮蔽物の輪郭部には、著しい濃度段差が生じることに
なる。したがって上述の微分値の絶対値は、通常この放
射線遮蔽物の輪郭部上の点において特異的に大きな値を
とる。勿論、この微分値の絶対値は、その他被写体部分
の点（例えば骨の辺縁部等）においても大きな値をとる
ことがあるが、放射線遮蔽物が写し込まれている放射線
画像においては一般に、特異的に大きな値をとる点とし
ては、放射線遮蔽物輪郭部上の点が著しく多くなる。そ
こで、この微分値の絶対値が所定のしきい値を上回る点
に関する画像信号のヒストグラムにおいては、頻度最大
点となる信号値は、上記輪郭上の濃度を担持する信号と
なる。したがって、この頻度最大点となる信号値よりも
低濃度側は放射線遮蔽物部分を担う信号範囲である、換
言すれば、この頻度最大点となる信号値よりも高濃度側
は前述の所望部分を担う信号範囲である、とみなすこと
ができる。(Operation) In a radiographic image, a radiation shield such as a contrast agent has a remarkably low density as compared with other portions. That is, a remarkable density step occurs in the contour of the radiation shield. Therefore, the absolute value of the above-mentioned differential value usually takes a specific large value at a point on the contour of the radiation shield. Of course, the absolute value of this differential value may take a large value also at other points of the object portion (for example, at the edge of a bone), but in general, in a radiation image in which a radiation shielding object is projected, As a point having a specifically large value, the number of points on the contour of the radiation shield is significantly increased. Therefore, in the histogram of the image signal relating to the point where the absolute value of the differential value exceeds a predetermined threshold value, the signal value at the maximum frequency point is a signal carrying the density on the contour. Therefore, the lower density side than the signal value of the frequency maximum point is the signal range carrying the radiation shield part, in other words, the higher density side of the signal value of the frequency maximum point is the desired range. Signal range.
なお基本的には上述の通り、頻度最大点となる信号値
よりも高濃度側は放射線遮蔽物以外を担う信号範囲であ
るとみなすことができるが（つまりこの場合は、頻度最
大点から定まる前記特定信号値を、頻度最大点の信号値
そのものとしている）より正確にいえば放射線遮蔽物輪
郭上の点の濃度は、放射線遮蔽物そのものよりも若干高
濃度となっていることもある。したがってそのような場
合は頻度最大点となる信号値が、被写体の極めて低濃度
部分を担う画像信号の値と同じ、あるいはそれ以上にな
ることもありうる。そのときは、上述のように頻度最大
点の信号値を境にして画像信号範囲を決定すると、実際
に被写体の低濃度部分を担う画像信号がこの範囲から外
れてしまう。このような不具合の発生を防止するため
に、本発明では、前記特定信号値を頻度最大点の信号値
そのものとはしないで、安全を見て該信号値よりも所定
幅だけ低濃度側の信号値に設定しているものである。Basically, as described above, the higher density side than the signal value at the frequency maximum point can be regarded as a signal range that carries other than the radiation shield (that is, in this case, the signal range determined from the frequency maximum point). To be more precise, the density of a point on the contour of the radiation shield may be slightly higher than that of the radiation shield itself. Therefore, in such a case, the signal value at the frequency maximum point may be equal to or higher than the value of the image signal that is responsible for the extremely low density portion of the subject. At this time, if the image signal range is determined with the signal value of the maximum frequency point as a boundary as described above, the image signal that actually bears the low-density portion of the subject will fall outside this range. In order to prevent the occurrence of such inconvenience, in the present invention, the specific signal value is not regarded as the signal value of the frequency maximum point itself, and a signal on the low-density side by a predetermined width from the signal value is considered for safety. It is set to the value.
（実 施 例） 以下、図面に示す実施例に基づいて本発明を詳細に説
明する。(Examples) Hereinafter, the present invention will be described in detail based on examples shown in the drawings.
第１図は本発明の方法によって所望画像信号範囲を決
定するようにした放射線画像情報記録再生システムを示
すものである。この放射線画像情報記録再生システムは
基本的に、放射線画像撮影部20、先読み用読取部30、本
読み用読取部40、および画像再生部50から構成されてい
る。放射線画像撮影部20においては、例えばＸ酸管球等
の放射線源100から被写体（被検者）101に向けて、放射
線102が照射される。この被写体101を透過した放射線10
2が照射される位置には、先に述べたように放射線エネ
ルギーを蓄積する蓄積性蛍光体シール103が配置され、
この蓄積性蛍光体シート103に被写体101の透過放射線画
像情報が蓄積記録される。FIG. 1 shows a radiation image information recording / reproducing system in which a desired image signal range is determined by the method of the present invention. This radiation image information recording / reproducing system basically includes a radiation image photographing unit 20, a pre-reading reading unit 30, a main reading reading unit 40, and an image reproducing unit 50. In the radiation image capturing unit 20, radiation 102 is emitted from a radiation source 100 such as an X-ray tube toward a subject (a subject) 101. Radiation 10 transmitted through this subject 101
At the position where 2 is irradiated, the stimulable phosphor seal 103 that accumulates radiation energy is arranged as described above,
The transmitted radiation image information of the subject 101 is accumulated and recorded on the stimulable phosphor sheet 103.
このようにして被写体101の放射線画像情報が記録さ
れた蓄積性蛍光体シート103は、移送ローラ等のシート
移送手段110により、先読み用読取部30に送られる。先
読み用読取部30において先読み用レーザ光源201から発
せられたレーザ光202は、このレーザ光202の励起によっ
て蓄積性蛍光体シート103から発せられる輝尽発光光の
波長領域をカットするフィルター203を通過した後、ガ
ルバノメータミラー等の光偏向器204により直線的に偏
向され、平面反射鏡205を介して蓄積性蛍光体シート103
上に入射する。ここでレーザ光源201は、励起光として
のレーザ光202の波長域が、蓄積性蛍光体シート103が発
する輝尽発光光の波長域と重複しないように選択されて
いる。他方、蛍光体シート103は移送ローラ等のシート
移送手段210により矢印206の方向に移送されて副走査が
なされ、その結果、蛍光体103の全面にわたってレーザ
光202が照射される。ここで、レーザ光源201の発光強
度、レーザ光202のビーム径、レーザ光202の走査速度、
蓄積性蛍光体シート103の移送速度は、先読みの励起光
（レーザ光202）のエネルギーが、後述する本読み用読
取部40で行なわれる本読みのそれよりも小さくなるよう
に選択されている。The stimulable phosphor sheet 103 on which the radiation image information of the subject 101 has been recorded in this way is sent to the pre-reading reading unit 30 by sheet transfer means 110 such as a transfer roller. The laser beam 202 emitted from the pre-reading laser light source 201 in the pre-reading section 30 passes through a filter 203 that cuts the wavelength region of the stimulated emission light emitted from the stimulable phosphor sheet 103 by excitation of the laser beam 202. After that, the light is deflected linearly by an optical deflector 204 such as a galvanometer mirror, and the stimulable phosphor sheet 103 is passed through a plane reflecting mirror 205.
Incident on top. Here, the laser light source 201 is selected so that the wavelength range of the laser light 202 as the excitation light does not overlap with the wavelength range of the stimulated emission light emitted from the stimulable phosphor sheet 103. On the other hand, the phosphor sheet 103 is transferred in the direction of arrow 206 by sheet transfer means 210 such as a transfer roller to perform sub-scanning. As a result, the entire surface of the phosphor 103 is irradiated with the laser beam 202. Here, the emission intensity of the laser light source 201, the beam diameter of the laser light 202, the scanning speed of the laser light 202,
The transfer speed of the stimulable phosphor sheet 103 is selected such that the energy of the pre-reading excitation light (laser beam 202) is lower than that of the main reading performed by the main reading reading unit 40 described later.
上述のようにレーザ光202が照射されると、蓄積性蛍
光体シート103は、それに蓄積記録されている放射線エ
ネルギーに対応した光量の輝尽発光光を発し、この発光
光は先読み用光ガイド207に入射する。輝尽発光光はこ
の光ガイド297内を導かれ、射出面から射出してフォト
マルチプライヤー等の光検出器208によって受光され
る。該光検出器208の受光面には、輝尽発光光の波長域
の光のみを透過し、励起光の波長域の光をカットするフ
ィルターが貼着されており、輝尽発光光のみを検出し得
るようになっている。検出された輝尽発光光は蓄積記録
情報を担持する電気信号に変換され、増幅器209により
増幅される。増幅器209から出力された信号はA/D変換器
211によりデジタル化され、先読み画像信号Spとして本
読み用読取部40の本読み制御回路314に入力される。こ
の本読み制御回路314は、先読み画像信号Spが示す蓄積
記録情報に基づいて、読取ゲイン設定値ａ、収録スケー
ルファクター設定値ｂ、再生画像処理条件設定値ｃを決
定する。また上記先読み画像信号Spは、後に詳述する画
像信号範囲決定部220にも入力される。When the laser beam 202 is irradiated as described above, the stimulable phosphor sheet 103 emits a photostimulated luminescence light in an amount corresponding to the radiation energy stored and recorded on the stimulable phosphor sheet 103, and this luminescence light is used as the pre-reading light guide 207. Incident on. The stimulated emission light is guided in the light guide 297, exits from the exit surface, and is received by the photodetector 208 such as a photomultiplier. On the light receiving surface of the photodetector 208, a filter that transmits only light in the wavelength region of stimulated emission light and cuts light in the wavelength region of excitation light is attached, and detects only the stimulated emission light. It is possible to do. The detected stimulated emission light is converted into an electric signal carrying stored record information, and is amplified by the amplifier 209. The signal output from the amplifier 209 is an A / D converter
It is digitized by 211 and input to the book reading control circuit 314 of the book reading reading unit 40 as a pre-read image signal Sp. The main reading control circuit 314 determines a reading gain setting value a, a recording scale factor setting value b, and a reproduction image processing condition setting value c based on the accumulated recording information indicated by the pre-read image signal Sp. The pre-read image signal Sp is also input to an image signal range determination unit 220 described in detail later.
以上のようにして先読みを完了した蓄積性蛍光体シー
ト103は本読み用読取部40へ移送される。本読み用読取
部40において本読み用レーザ光源30から発せられたレー
ザ光302は、このレーザ光302の励起によって蓄積性蛍光
体シート103から発せられる輝尽発光光の波長領域をカ
ットするフィルター303を通過した後、ビームエクスパ
ンダー304によりビーム径の大きさが厳密に調整され、
ガルバノメータミラー等の光偏向器305によって直線的
に偏向され、平面反射鏡406を介して蓄積性蛍光体シー
ト103上に入射する。光偏向器305と平面反射鏡306との
間にはｆθレンズ307が配され、蓄積性蛍光体シート103
上を走査するレーザ光302のビーム径が均一となるよう
にされている。他方、蓄積性蛍光体シート103は移送ロ
ーラなどのシート移送手段320により矢印308の方向に移
送されて副走査がなされ、その結果、蓄積性蛍光体シー
ト103の全面にわたってレーザ光が照射される。このよ
うにレーザ光302が照射されると、蓄積性蛍光体シート1
03はそれに蓄積記録されている放射線エネルギーに対応
した光量の輝尽発光光を発し、この発光光は本読み用光
ガイド309に入射する。本読み用光ガイド309の中を全反
射を繰返しつつ導かれた輝尽発光光はその射出面から射
出され、フォトマルチプライヤー等の光検出器310によ
って受光される。光検出器310の受光面には、輝尽発光
光の波長域のみを選択的に透過するフィルターが貼着さ
れ、光検出器310が輝尽発光光のみを検出するようにな
っている。The stimulable phosphor sheet 103 for which pre-reading has been completed as described above is transferred to the main-reading reading unit 40. The laser beam 302 emitted from the main-reading laser light source 30 in the main-reading reading unit 40 passes through a filter 303 that cuts a wavelength region of stimulated emission light emitted from the stimulable phosphor sheet 103 by excitation of the laser beam 302. After that, the size of the beam diameter is strictly adjusted by the beam expander 304,
The light is linearly deflected by an optical deflector 305 such as a galvanometer mirror, and is incident on the stimulable phosphor sheet 103 via a plane reflecting mirror 406. An fθ lens 307 is disposed between the light deflector 305 and the plane reflecting mirror 306, and the stimulable phosphor sheet 103
The beam diameter of the laser beam 302 that scans the upper side is made uniform. On the other hand, the stimulable phosphor sheet 103 is transferred in the direction of arrow 308 by sheet transfer means 320 such as a transfer roller to perform sub-scanning. As a result, the entire surface of the stimulable phosphor sheet 103 is irradiated with laser light. When the laser beam 302 is irradiated in this manner, the stimulable phosphor sheet 1
Numeral 03 emits stimulated emission light in an amount corresponding to the radiation energy stored and recorded in the light guide, and this emitted light enters the main reading light guide 309. The stimulated emission light guided while repeating total reflection in the main reading light guide 309 is emitted from its emission surface and received by a photodetector 310 such as a photomultiplier. On the light receiving surface of the photodetector 310, a filter that selectively transmits only the wavelength region of the stimulated emission light is adhered, and the photodetector 310 detects only the stimulated emission light.
蓄積性蛍光体シート103に記録されている放射線画像
を示す輝尽発光光を光電的に検出した光検出器310の出
力は、前記制御回路314が決定した読取ゲイン設定値ａ
に基づいて読取ゲインが設定された増幅器311により、
適性レベルの電気信号に増幅される。増幅された電気信
号はA/D変換器312に入力され、収録スケールファクター
設定値ｂに基づいて、信号変動幅に適した収録スケール
ファクターでデジタル信号に変換されて信号処理回路31
3に入力される。上記デジタル信号は、この信号処理回
路313において、観察読影適性の優れた放射線画像が得
られるように再生画像処理条件設定値ｃに基づいて信号
処理（画像処理）され、出力される。The output of the photodetector 310, which photoelectrically detects stimulated emission light indicating a radiation image recorded on the stimulable phosphor sheet 103, is a read gain setting value a determined by the control circuit 314.
By the amplifier 311 whose reading gain is set based on
The signal is amplified to an appropriate level. The amplified electric signal is input to the A / D converter 312, and is converted into a digital signal at a recording scale factor suitable for the signal fluctuation range based on the recording scale factor set value b, and the signal is processed by the signal processing circuit 31.
Entered in 3. The digital signal is subjected to signal processing (image processing) based on the reproduction image processing condition set value c so as to obtain a radiation image having excellent suitability for observation and interpretation in the signal processing circuit 313, and is output.
信号処理回路313から出力された読取画像信号（本読
み画像信号）Soは、画像再生部50の光変調器401に入力
される。この画像再生部50においては、記録用レーザ光
源402からのレーザ光403が光変調器401により、上記信
号処理回路313から入力される本読み画像信号Soに基づ
いて変調され、走査ミラー404によって偏向されて写真
フィルム等の感光材料405上を走査する。そして感光材
料405は上記走査の方向と直交する方向（矢印406方向）
に走査と同期して移送され、感光材料405上に、上記本
読み画像信号Soに基づく放射線画像が出力される。放射
線画像を再生する方法としては、このような方法の他、
前述したCRTによる表示等、種々の方法を採用すること
ができる。The read image signal (main read image signal) So output from the signal processing circuit 313 is input to the optical modulator 401 of the image reproducing unit 50. In the image reproducing unit 50, the laser light 403 from the recording laser light source 402 is modulated by the optical modulator 401 based on the main reading image signal So input from the signal processing circuit 313, and deflected by the scanning mirror 404. Scanning on a photosensitive material 405 such as a photographic film. The photosensitive material 405 is in a direction perpendicular to the scanning direction (arrow 406 direction).
Are transferred in synchronization with the scanning, and a radiation image based on the main-read image signal So is output onto the photosensitive material 405. As a method of reproducing a radiographic image, in addition to such a method,
Various methods, such as the above-mentioned display by CRT, can be adopted.
ここで、蓄積性蛍光体シート103には、放射線吸収性
の高いバリウム等の造影剤が注入された器官が記録（撮
影）されることもある。そのような記録状態の一例を第
２図に示す。図中Ｅが胃壁であり、Ｋが造影剤充盈領域
である。また、被写体101の一部を放射線遮蔽板で覆っ
て放射線画像撮影がなされることもある。そのような記
録状態の一例を第３図に示す。図中Ｊで示すのが放射線
遮蔽板である。これらの造影剤充盈領域Ｋや放熱線遮蔽
板Ｊは、診断に供する被写体部分に比べると極めて低濃
度の部分として記録される。以下、このような部分が記
録されている場合にも、前記読取ゲイン設定値ａ、収録
スケールファクター設定値ｂ、画像処理条件設定値ｃが
適正に決定される仕組みについて、第５図を参照して説
明する。この第５図に示されるように前記制御回路314
は、信号抽出部350、ヒストグラム解析部351、読出部35
2および記憶部353からなる、先読み画像信号Spは上記信
号抽出部350に入力され、該信号抽出部350において、後
述するようにして指定される領域のみについての先読み
画像信号Sp′が抽出される。この信号抽出部350から出
力される先読み画像信号Sp′はヒストグラム解析部351
に入力される。ヒストグラム解析部351は先読み画像信
号Sp′のヒストグラムを作成し、例えばその最大値、最
小値、最大頻度値等を求め、それらの値を示す情報Srを
読出部352に送る。記憶部353にはこれら最大値、最小値
等に対応する最適の読取ゲイン設定値ａ、収録スケール
ファクター設定値ｂおよび画像処理条件設定値ｃが記憶
されており、読出部352は上記情報Srに対応する設定値
ａ、ｂ、ｃを記憶部353から読み出して、前述のように
それぞれ増幅器311、A/D変換器312および信号処理回路3
13に送る。Here, in the stimulable phosphor sheet 103, an organ into which a contrast agent such as barium having a high radiation absorption property is injected may be recorded (photographed). FIG. 2 shows an example of such a recording state. In the figure, E is a stomach wall, and K is a contrast agent filled area. Further, a radiographic image may be taken while a part of the subject 101 is covered with a radiation shielding plate. FIG. 3 shows an example of such a recording state. What is indicated by J in the figure is a radiation shielding plate. The contrast agent filled area K and the radiation line shielding plate J are recorded as a part having an extremely low density as compared with the subject part used for diagnosis. Hereinafter, even when such a portion is recorded, with reference to FIG. 5, for a mechanism in which the reading gain setting value a, the recording scale factor setting value b, and the image processing condition setting value c are properly determined. Will be explained. As shown in FIG.
Are a signal extracting unit 350, a histogram analyzing unit 351 and a reading unit 35
2 and the storage unit 353, the pre-read image signal Sp is input to the signal extraction unit 350, and the pre-read image signal Sp 'for only the specified area is extracted in the signal extraction unit 350 as described later. . The pre-read image signal Sp ′ output from the signal extraction unit 350 is
Is input to The histogram analysis unit 351 creates a histogram of the pre-read image signal Sp ′, finds its maximum value, minimum value, maximum frequency value, and the like, and sends information Sr indicating those values to the reading unit 352. The storage unit 353 stores the optimum reading gain setting value a, recording scale factor setting value b, and image processing condition setting value c corresponding to these maximum value, minimum value, and the like. The corresponding set values a, b, and c are read from the storage unit 353, and the amplifier 311, the A / D converter 312, and the signal processing circuit 3
Send to 13.
次に信号抽出部350における信号抽出について説明す
る。画像信号範囲決定部220は微分処理部221、しきい値
設定部222、輪郭候補点信号検出部223、信号抽出部224
およびヒストグラム解析部225からなる。先読み画像信
号Spはこの画像信号範囲決定部220において、微分処理
部221と信号抽出部224とに入力される。微分処理部221
はデジタル化されているこの先読み画像信号Spを、まず
第２および３図に示すラインD1に沿って微分処理し、以
下同様にラインD2、D3……Dnに沿って微分処理する。こ
の微分の方法は、１次元の１次微分でも高次の微分でも
よいし、また２次元の１次微分や高次の微分でもよい。
また、離散的に標本化された画像の場合、微分するとは
近傍に存在する画像データ同志の差分を求めることと等
価であり、本例ではこの差分を求める。上記複数のライ
ンD1〜Dnは、全体で蓄積性蛍光体シート103の全域を万
遍なく網羅し、少なくともいくつかのラインが前記放射
線遮蔽板Ｊ等の放射線遮蔽物を横切るように設定され
る。これらのラインは、本実施例ではシート103の一辺
に平行で互いに間隔をおいたラインとされているが、そ
の他例えば、シート103の中心から放射状に延びる複数
のライン等とされてもよい。Next, signal extraction in signal extraction section 350 will be described. The image signal range determination unit 220 includes a differentiation processing unit 221, a threshold setting unit 222, a contour candidate point signal detection unit 223, and a signal extraction unit 224.
And a histogram analysis unit 225. The pre-read image signal Sp is input to the differential processing unit 221 and the signal extraction unit 224 in the image signal range determination unit 220. Differential processing unit 221
Is the pre-read image signal Sp which is digitized, differentiated treatment along line D 1 is first shown in 2 and 3 FIG differentiates treated similarly along the line D 2, D 3 ...... D n less . This differentiation method may be one-dimensional first-order differentiation or higher-order differentiation, or may be two-dimensional first-order differentiation or higher-order differentiation.
In the case of an image sampled discretely, differentiating is equivalent to obtaining a difference between image data present in the vicinity, and in this example, this difference is obtained. It said plurality of lines D 1 to D n are whole covering evenly the whole stimulable phosphor sheet 103, is set such that at least some of the line crosses the radiation shield such as the radiation shield plate J You. In the present embodiment, these lines are parallel to one side of the sheet 103 and are spaced apart from each other. However, for example, a plurality of lines extending radially from the center of the sheet 103 may be used.
この微分処理を行なうことにより、上記の差分が求め
られる。この差分を示す情報Smは、輪郭候補点信号検出
部223に送られる。輪郭候補点信号検出部223は上記差分
を示す情報Smと、しきい値設定部222が出力するしきい
値Thを示す情報Sthとから、放射線遮蔽物の輪郭部分に
あると考えられる輪郭候補点を求める。すなわち、放射
線遮蔽物内についての画像信号のレベルは、それ以外の
領域についての画像信号のレベルに比べて全体的に明ら
かに低い値をとるので、放射線遮蔽物を横切るラインに
沿った先読み画像信号Spの値は、第４図（ａ）に示すよ
うな分布をとる。したがって、上記差分の値は第４図
（ｂ）に示すように、放射線遮蔽物の輪郭部分において
特異的に大きく変化する。そこで輪郭候補点信号検出部
223は、この差分の絶対値が前記所定のしきい値Thを超
える点を検出して、輪郭候補点を求める。By performing this differentiation processing, the above difference is obtained. Information Sm indicating the difference is sent to contour candidate point signal detection section 223. From the information Sm indicating the difference and the information Sth indicating the threshold value Th output from the threshold value setting unit 222, the contour candidate point signal detection unit 223 determines the contour candidate point considered to be in the contour portion of the radiation shielding object. Ask for. That is, the level of the image signal for the inside of the radiation shield takes a significantly lower value as a whole as compared with the level of the image signal for the other areas, so that the pre-read image signal along the line crossing the radiation shield The value of Sp has a distribution as shown in FIG. Therefore, as shown in FIG. 4 (b), the value of the above-mentioned difference changes significantly specifically at the contour of the radiation shield. Therefore, the contour candidate point signal detection unit
223 detects a point where the absolute value of the difference exceeds the predetermined threshold Th, and obtains a contour candidate point.
輪郭候補点信号検出部223は、上述のようにして求め
た輪郭候補点についての画素位置を求め、その画素位置
を示す情報Seを信号抽出部224に送る。なお上述のよう
にして求められた輪郭候補点は、大部分が放射線遮蔽物
の輪郭上に存在するものとなるが、放射線画像の被写体
部分内においても濃度が急激に変化する箇所があるの
で、実際に上記輪郭上には無い点もいくつか輪郭候補点
として検出される。The contour candidate point signal detection unit 223 obtains the pixel position of the outline candidate point obtained as described above, and sends information Se indicating the pixel position to the signal extraction unit 224. Note that the contour candidate points obtained as described above are mostly located on the contour of the radiation shield, but since there is a place where the density changes rapidly even in the subject part of the radiation image, Some points that are not actually on the contour are also detected as contour candidate points.
信号抽出部224は、入力される先読み画像信号Spか
ら、上記情報Seが示す画素位置の信号のみを抽出し、こ
の抽出された先読み画像信号Sp″をヒストグラム解析部
225に送る。ヒストグラム解析部225はこの抽出された先
読み画像信号Sp″のヒストグラムを作成し、そのヒスト
グラムにおいて頻度最大点となる画像信号値を求める。
このヒストグラムは例えば第６図に示すようなものとな
り、頻度最大点となる画像信号値は図中Scで示すもので
ある。ヒストグラム解析部225は、こうして求めた画像
信号値Scを示す情報Stを前記制御回路314の信号抽出部3
50に送る。The signal extraction unit 224 extracts only the signal at the pixel position indicated by the information Se from the input prefetch image signal Sp, and converts the extracted prefetch image signal Sp ″ to the histogram analysis unit.
Send to 225. The histogram analysis unit 225 creates a histogram of the extracted pre-read image signal Sp ″, and obtains an image signal value that becomes the maximum frequency point in the histogram.
The histogram is as shown in FIG. 6, for example, and the image signal value at the maximum frequency point is indicated by Sc in the figure. The histogram analysis unit 225 outputs the information St indicating the image signal value Sc thus obtained to the signal extraction unit 3 of the control circuit 314.
Send to 50.
信号抽出部350は、A/D変換器211が出力する先読み画
像信号Spから上記信号値Scから所定幅だけ低濃度側にあ
る特定信号値以上の値の信号のみを抽出し、この抽出し
た先読み画像信号Sp′をヒストグラム解析部351に送
る。先に述べた通り、上記頻度最大点となる信号値Scは
著しく低濃度の放射線遮蔽物の輪郭部を担う信号値であ
ると考えられるので、上述のような信号抽出を行なうこ
とにより、ヒストグラム解析部351に送られる先読み画
像信号Sp′は、ほぼ上記放射線遮蔽物以外の部分のみを
担持する範囲のものとなる。つまり先読み画像信号Sp全
体のヒストグラムが第７図のｈで示すようなものとなる
のに対し、抽出された先読み画像信号Sp′のヒストグラ
ムは同図において信号値Sc以下の領域（斜線を付した部
分）を除いたものとなる。したがってこの先読み画像信
号Sp′のヒストグラムに基づいて前述の設定値ａ、ｂお
よびｃを定めれば、それらの設定値は、極めて低濃度の
放射線遮蔽物部分の影響を排して、被写体に関する放射
線画像情報に対して最適のものとなる。このようにして
定められる設定値ａ、ｂおよびｃに基づいて読取条件お
よび画像処理条件を決定すれば、診断性能に優れた放射
線画像が再生されうる。The signal extraction unit 350 extracts only a signal having a value equal to or greater than a specific signal value on the low density side by a predetermined width from the signal value Sc from the pre-read image signal Sp output from the A / D converter 211, and the extracted pre-read The image signal Sp ′ is sent to the histogram analyzer 351. As described above, since the signal value Sc at the maximum frequency point is considered to be a signal value carrying the contour of the radiation shield with extremely low density, the histogram analysis is performed by performing the signal extraction as described above. The pre-read image signal Sp ′ sent to the unit 351 has a range that carries almost only the portion other than the radiation shield. That is, while the histogram of the entire pre-read image signal Sp is as shown by h in FIG. 7, the histogram of the extracted pre-read image signal Sp ′ is a region (signal hatched) having a signal value Sc or less in FIG. Part). Therefore, if the above-mentioned set values a, b and c are determined based on the histogram of the pre-read image signal Sp ′, those set values exclude the influence of the extremely low-density radiation shield portion and remove the radiation related to the subject. It is optimal for image information. If the reading conditions and the image processing conditions are determined based on the set values a, b, and c thus determined, a radiation image having excellent diagnostic performance can be reproduced.
なお、先読み画像信号Sp″のヒストグラムにおいて、
放射線遮蔽物の輪郭部を担う画像信号値がより確実に頻
度最大点となるように、このヒストグラムにおける信号
頻度を、前記微分値の絶対値で重み付けするようにして
もよい。In the histogram of the pre-read image signal Sp ″,
The signal frequency in this histogram may be weighted by the absolute value of the differential value so that the image signal value bearing the contour of the radiation shield becomes the frequency maximum point more reliably.
また以上説明したような「先読み」は、通常「本読
み」におけるよりも粗い画素単位で行なわれる。前述の
微分処理は、このような比較的粗い読取り操作によって
得られた画像データそのものに対して行なってもよい
し、これらの画像データを補間してより精細な画像デー
タを得てからそれらの画像データに対して行なってもよ
い。さらには、複数画素の画像信号を平均した画像デー
タに対して上記微分処理を行なうようにしても構わな
い。In addition, the “read ahead” as described above is usually performed in coarser pixel units than in the “read ahead”. The above-described differentiation processing may be performed on the image data itself obtained by such a relatively coarse reading operation, or by interpolating these image data to obtain finer image data, It may be performed on data. Furthermore, the above-described differentiation processing may be performed on image data obtained by averaging image signals of a plurality of pixels.
さらに上記実施例では、先読み画像信号Spにおいて所
望画像信号範囲を決定するようにしているが、本読み画
像信号Soにおいて同様に所望画像信号範囲を決定するこ
とも可能である。この場合は、決定した所望画像信号範
囲を、例えば前述の画像処理条件設定値ｃを適切に定め
るための条件として用いることができる。Further, in the above embodiment, the desired image signal range is determined in the pre-read image signal Sp. However, the desired image signal range can be similarly determined in the main read image signal So. In this case, the determined desired image signal range can be used, for example, as a condition for appropriately setting the above-described image processing condition setting value c.
また本発明の方法は、上記実施例におけるように、被
写体に関する蓄積記録情報を正しく把握して読取条件や
画像処理条件を最適に設定するために適用する他、その
他の目的のために、放射線遮蔽物を除いた部分のみを担
持する画像信号範囲を求める場合にも勿論適用可動であ
る。Further, the method of the present invention is applied not only to correctly grasp the accumulated record information regarding the subject and to set the reading conditions and the image processing conditions optimally as in the above embodiment, but also to the radiation shielding for other purposes. Of course, the present invention can be applied to a case where an image signal range that carries only a portion excluding an object is obtained.
さらに、以上述べた実施例においては、蓄積性蛍光体
シートを放射線画像情報の記録媒体として利用している
が、本発明方法は、従来から知られているＸ線撮影用銀
塩写真フィルムから放射線画像を読み取って画像信号を
得る場合においても、同様に実施されうるものである。Furthermore, in the above-described embodiments, the stimulable phosphor sheet is used as a recording medium for radiographic image information. However, the method of the present invention uses a conventionally known silver halide photographic film for X-ray photography. In a case where an image signal is obtained by reading an image, the same can be implemented.
（発明の効果） 以上詳細に説明した通り本発明の所望画像信号範囲決
定方法においては、放射線画像において放射線遮蔽物の
輪郭上にあると考えられる点を検出し、これらの点にお
ける画像信号を抽出してそのヒストグラムを作成し、該
ヒストグラムにおける頻度最大点の信号値から所定幅だ
け低濃度側にある特定信号値よりも高濃度側の信号範囲
を、放射線遮蔽物を除いた部分を担う所望画像信号範囲
として決定するようにしているから、この所望画像信号
範囲を正確に求めることができる。したがって本方法を
放射線画像情報の読取条件や画像処理条件を設定する上
で利用すれば、これらの条件を、放射線遮蔽物部分を除
いた記憶情報に対して最適に設定できるようになり、観
察読影適性の優れた放射線画像を再生することが可能と
なる。(Effects of the Invention) As described in detail above, in the desired image signal range determining method of the present invention, points which are considered to be on the contour of the radiation shield in the radiation image are detected, and the image signals at these points are extracted. Then, the histogram is created, and a signal range on the higher density side than the specific signal value on the lower density side by a predetermined width from the signal value at the maximum frequency point in the histogram is a desired image that bears a portion excluding the radiation shield. Since the signal range is determined, the desired image signal range can be accurately obtained. Therefore, if this method is used to set reading conditions and image processing conditions for radiation image information, these conditions can be optimally set for the stored information excluding the radiation shield part, and the observation reading It is possible to reproduce a radiation image having excellent suitability.
第１図は、本発明法により所望画像信号範囲を決定して
放射線画像情報読取りを行なう装置の概略構成図、 第２図と第３図は、本発明に係る蓄積性蛍光体シートへ
の放射線画像情報記録状態を示す説明図、 第４図は本発明に係る画像信号の分布状態と画像信号差
分値の分布状態を示すグラフ、 第５図は第１図の装置の一部を詳しく示すブロック図、 第６図は本発明に係る抽出画像信号のヒストグラムを示
す概略図、 第７図は本発明に係る所望画像信号のヒストグラムを示
す概略図である。 20……放射線画像撮影部、30……先読み用読取部 40……本読み用読取部、100……放射線源 101……被写体、102……放射線 103……蓄積性蛍光体シート 201……先読み用レーザ光源 202……先読み用レーザ光 204……先読み用光偏向器 208……先読み用光検出器 210……先読み用シート移送手段 220……画像信号範囲決定部 221……微分処理部、222……しきい値設定部 223……輪郭候補点信号検出部 224……信号抽出部、225……ヒストグラム解析部 301……本読み用レーザ光源 302……本読み用レーザ光 305……本読み用光偏向器 310……本読み用光検出器、311……増幅器 312……A/D変換器、313……信号処理回路 314……制御回路、320……本読み用シート移送手段 ａ……読取ゲイン設定値 ｂ……収録スケールファクター設定値 ｃ……再生画像処理条件設定値 D1〜Dn……微分処理のライン Ｊ……放射線遮蔽板、Ｋ……造影剤充盈領域 So……本読み画像信号、Sp……先読み画像信号 Sp′……所望範囲の先読み画像信号FIG. 1 is a schematic diagram of an apparatus for reading a radiation image information by determining a desired image signal range by the method of the present invention, and FIGS. 2 and 3 show radiation to a stimulable phosphor sheet according to the present invention. FIG. 4 is an explanatory diagram showing an image information recording state, FIG. 4 is a graph showing an image signal distribution state and an image signal difference value distribution state according to the present invention, and FIG. 5 is a block diagram showing a part of the apparatus in FIG. FIG. 6 is a schematic diagram showing a histogram of an extracted image signal according to the present invention. FIG. 7 is a schematic diagram showing a histogram of a desired image signal according to the present invention. 20: Radiation image photographing unit, 30: Read-ahead reading unit 40: Main reading unit, 100: Radiation source 101: Subject, 102: Radiation 103: Storable phosphor sheet 201: Pre-reading Laser light source 202: Laser beam for prefetch 204: Optical deflector for prefetch 208: Photodetector for prefetch 210: Sheet transfer means for prefetch 220: Image signal range determination unit 221: Differentiation processing unit, 222: Threshold setting section 223 Contour candidate point signal detection section 224 Signal extraction section 225 Histogram analysis section 301 Laser light source for main reading 302 Laser light for main reading 305 Optical deflector for main reading 310 photodetector for book reading, 311 amplifier 312 A / D converter, 313 signal processing circuit 314 control circuit 320 sheet transfer means for book reading a a reading gain setting value b ...... From the scale factor setting value c ...... reproduced image processing condition setting value D 1 ~D n ... Line J ...... radiation shielding plate of the differential processing, K ...... contrast medium TakashiMitsuru region So. ...... real reading image signals, Sp ...... prefetching image signal Sp '...... desired range of pre-read image signal
Claims (1)
が記録されている記録媒体を読取処理にかけて得た画像
信号から、ほぼ前記放射線遮蔽物以外の所望部分のみを
担持する画像信号範囲を決定する方法であって、 前記画像信号を、前記放射線遮蔽物を横切るラインを含
む記憶媒体上の複数のラインに沿って微分処理し、 それによって得られた微分値の絶対値が所定のしきい値
を超える記録媒体上の点における前記画像信号を抽出し
て、それらの画像信号の濃度のヒストグラムを作成し、 このヒストグラムにおける頻度最大点の信号値から所定
幅だけ低濃度側にある特定信号値よりも高濃度側の信号
範囲を前記画像信号範囲として決定することを特徴とす
る所望画像信号範囲決定方法。1. A method for determining, from an image signal obtained by subjecting a recording medium on which a radiation image of a subject is recorded together with a radiation shield to a reading process, an image signal range carrying substantially only a desired portion other than the radiation shield. Wherein the image signal is differentiated along a plurality of lines on a storage medium including a line crossing the radiation shield, and an absolute value of a differential value obtained thereby exceeds a predetermined threshold value The image signals at points on the recording medium are extracted, and a histogram of the densities of the image signals is created. The histogram is higher than the specific signal value on the low density side by a predetermined width from the signal value of the maximum frequency point in the histogram. A method for determining a desired image signal range, wherein a signal range on a density side is determined as the image signal range.
Priority Applications (4)
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|---|---|---|---|
| JP63233985A JP2849913B2 (en) | 1988-09-19 | 1988-09-19 | Desired image signal range determination method |
| DE68927031T DE68927031T2 (en) | 1988-09-19 | 1989-09-19 | Method for determining the desired areas of an image signal and method for determining the desired image areas |
| US07/409,199 US4977504A (en) | 1988-09-19 | 1989-09-19 | Method for determining desired image signal ranges and method for determining image regions |
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Publications (2)
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Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| JP2002344806A (en) * | 2001-05-11 | 2002-11-29 | Canon Inc | Device, system and method for processing image, storage medium and program |
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| JP3315000B2 (en) * | 1994-01-31 | 2002-08-19 | 日立電線株式会社 | X-ray film inspection apparatus and power cable X-ray inspection method |
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| JP2596734B2 (en) * | 1987-01-27 | 1997-04-02 | 富士写真フイルム 株式会社 | Image processing condition determination method |
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1988
- 1988-09-19 JP JP63233985A patent/JP2849913B2/en not_active Expired - Fee Related
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| JPH0281277A (en) | 1990-03-22 |
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