JP2852795B2

JP2852795B2 - デジタル放射線画像信号の処理装置

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Publication number: JP2852795B2
Application number: JP2194751A
Authority: JP
Inventors: 亜紀子柳田; 澄也長束
Original assignee: Konica Minolta Inc
Current assignee: Konica Minolta Inc
Priority date: 1990-07-25
Filing date: 1990-07-25
Publication date: 1999-02-03
Anticipated expiration: 2014-02-03
Also published as: JPH0481982A

Description

【発明の詳細な説明】〈産業上の利用分野〉本発明はデジタル放射線画像信号の処理装置に関し、
詳しくは、画素数を変更させるために行う補間演算の処
理速度を、画質を確保しつつ短縮し得る装置に関する。

〈従来の技術〉Ｘ線画像のような放射線画像は、病気診断用などに多
く用いられており、このＸ線画像を得るために、被写体
を透過したＸ線を蛍光体層（蛍光スクリーン）に照射
し、これにより可視光を生じさせてこの可視光を通常の
写真と同様に銀塩を使用したフィルムに照射して現像し
た、所謂、放射線写真が従来から多く利用されている。

しかし、近年、銀塩を塗布したフィルムを使用しない
で、蛍光体層から直接画像を取り出す方法が工夫される
ようになってきている。

この方法としては、被写体を透過した放射線を蛍光体
に吸収せしめ、しかる後、この蛍光体を例えば光又は熱
エネルギーで励起することによりこの蛍光体が上記吸収
により蓄積している放射線エネルギーを蛍光として放射
せしめ、この蛍光を光電変換して画像信号を得る方法が
ある。

具体的には、例えば米国特許3,859,527号及び特開昭5
5−12144号公報等に、輝尽性蛍光体を用い可視光線又は
赤外線を輝尽励起光とした放射画像変換方法が示されて
いる。この方法は、支持体上に輝尽性蛍光体層を形成し
た放射画像変換パネルを使用するもので、この変換パネ
ルの輝尽性蛍光体層に被写体を透過した放射線を当て、
被写体各部の放射線透過度に対応する放射線エネルギー
を蓄積させて潜像を形成し、しかる後、この輝尽層を輝
尽励起光で走査することによって蓄積されと放射線エネ
ルギーを放射させてこれを光に変換し、この光信号を光
電変換して放射線画像信号を得るものである。

このようにして得られた放射線画像信号は、そのまま
の状態で、或いは画像処理を施されて銀塩フィルム,CRT
等に出力されて可視化されるが、コンピュータによる画
像処理のためにデジタル化されることが多い。また、デ
ジタル化された放射線画像信号は、半導体記憶装置，磁
気記憶装置，光ディスク記憶装置，光磁気記憶装置等の
画像記憶装置に格納され、その後必要に応じてこれらの
画像記憶装置から取り出されて銀塩フィルム,CRT等に出
力されて可視化される場合もある。

また、放射線画像を記録した銀塩フィルムに、レーザ
・蛍光灯などの光源からの光を照射して、銀塩フィルム
の透過光を得て、かかる透過光を光電変換して放射線画
像信号を得て、更にデジタル化する方法もある。

前述のように放射線画像を記録した銀塩フィルムから
のデジタル放射線画像信号を得る装置の構成としては、
光ビームを銀塩フィルム上に一次元的に走査させると同
時に、該銀塩フィルムを走査方向と直交する方向に搬送
させ、光源と反対側に設けた光検出器で透過光を検出す
るよう構成したり、また、光源を内蔵する透明なドラム
の側面に放射線画像を記録した銀塩フィルムを貼り付
け、前記ドラムを回転させると同時に、透過光を光検出
器に導くアパーチャを前記ドラムの回転軸と平行に移動
させるよう構成されたものなどがある。

〈発明が解決しようとする課題〉ところで、放射線画像に基づく診断に当たっては、よ
り大きなサイズに拡大したり、より小さなサイズに縮小
して再生したい場合があり、このとき離散的な信号を仮
想的に連続な信号に変換した後、より小さな又は大きな
サンプリングピッチで再び離散化する演算である補間演
算によって画素数の拡大・縮小を図ることが一般に行わ
れている（特開昭63−175575号公報等参照）。

かかる補間演算においては、画素数変更後においても
高画質を保持できるように、高次の補間演算を行うこと
が好ましいが、この場合補間演算が複雑になって計算時
間が長くなってしまうという問題があり、計算時間を短
くしようとして計算が比較的簡便な低次の補間演算を行
わせると画質を劣化させてしまうことになっていた。

ところが、特に病気診断用のＸ線画像などでは、実際
には放射線が人体を透過しない素抜けの領域も存在し、
かかる領域についても高次の補間演算を施すのは無駄で
あるが、従来では、放射線画像信号における補間演算に
おいて種々の補間演算式が用いられているものの、１つ
の画像内で補間演算の式が一様であったため（「Restor
ing Spline Interpolation of CT Images」IEEE TRANSA
CTION ON MEDICAL IMAGING,VOL.MI−2,NO.3,SEPTEMBER
1983等参照）、画質を確保しつつ補間演算の処理時間の
短縮を図ることができなかったものである。

本発明は上記問題点に鑑みなされたものであり、画像
内において、高次の補間演算を施して高画質を保持する
領域と低次の補間演算を施して計算時間の短縮を図る領
域とを分けることによって、画質確保と計算時間の短縮
との両立を図れる処理装置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〉そのため本発明にかかるデジタル放射線画像信号の処
理装置は第１図に示すように構成される。

第１図において、補間演算手段はデジタル放射線画像
の画素データを補間演算して画素数を変更するものであ
る。

また、画像分割手段は、補間演算前の画像を、前記画
素データのヒストグラム及び／又はプロファイルの情報
に基づいて複数領域に分割する。そして、補間演算式変
更手段は、上記画像分割手段で分割された画像の複数領
域毎に前記補間演算手段における補間演算式を変更す
る。

〈作用〉かかる構成のデジタル放射線画像の処理装置による
と、画素数変更のために補間演算するときに、画素デー
タのヒストグラム及び／又はプロファイルの情報に基づ
いて、例えば医療用画像では診断に必要な領域とそうで
ない領域とに分け、各領域毎に補間演算式を変更するの
で、画像領域に応じて画質重視の高次の補間演算を行わ
せたり、また、計算時間短縮のために低次の補間演算を
行わせたりすることが可能となり、必要画質を確保しつ
つ計算時間の短縮を図ることができる。

〈実施例〉以下に本発明の実施例を説明する。

一実施例を示す第２図は、本発明にかかるデジタル放
射線画像信号の処理装置を含む放射線画像情報記録読取
装置であって、医療用としての人体の胸部放射線撮影に
適用した場合の例を示す。

ここで、放射線発生源１は、放射線制御装置２によっ
て制御されて、被写体（人体胸部等）Ｍに向けて放射線
（一般的にはＸ線）を照射する。記録読取装置３は、被
写体Ｍを挟んで放射線源１と対向する面に変換パネル４
を備え、該変換パネル４は放射線源１からの照射放射線
量に対する被写体Ｍの放射線透過率分布に従ったエネル
ギーを輝尽層に蓄積し、そこに被写体Ｍの潜像を形成す
る。

前記変換パネル４は、支持体上に輝尽層を、輝尽性蛍
光体の気相堆積、或いは輝尽性蛍光体塗料塗布によって
設けてあり、該輝尽層は環境による悪影響及び損傷を遮
断するために保護部材によって遮蔽若しくは被覆され
る。該輝尽性蛍光体材料としては、例えば、特開昭61−
72091号公報、或いは、特開昭59−75200号公報に開示さ
れるような材料が使われる。

光ビーム発生部（ガスレーザ，固体レーザ，半導体レ
ーザ等）５は、出射強度が制御された光ビームを発生
し、その光ビームは種々の光学系を経由して走査器６に
到達し、そこで偏向を受け、更に、反射鏡７で光路を偏
向させて、変換パネル４に輝尽励起走査光として導かれ
る。

集光体８は、輝尽励起光が走査される変換パネル４に
近接して光ファイバである集光端が位置され、上記光ビ
ームで走査された変換パネル４からの潜像エネルギーに
比例した発光強度の輝尽発光を受光する。９は、集光体
８から導入された光から輝尽発光波長領域の光のみを通
過させるフィルタであり、該フィルタ９を通過した光
は、フォトマル10に入射して、その入射光に対応した電
流信号に光電変換される。

フォトマル10からの出力電流は、電流／電圧変換器11
で電圧信号に変換され、増幅器12で増幅された後、A/D
変換器13でデジタルデータ（デジタル放射線画像信号）
に変換される。そして、このデジタルデータは画像メモ
リ14に順次記憶される。

15はCPUであり、画像メモリ14に格納された放射線画
像情報（画像データ）に対して補間演算を施すと同時に
診断目的に適した種々の画像処理（例えば階調処理，周
波数処理，移動，回転，統計処理等）を施し、画像処理
を施された画像データは、再び画像メモリ14に格納され
る。

16は画像メモリ14内の放射線画像信号をプリンタ17に
伝送するためのインターフェイスである。18は読取ゲイ
ン調整回路であり、この読取ゲイン調整回路18により光
ビーム発生部５の光ビーム強度調整、フォトマル用高圧
電源19の電源電圧調整によるフォトマル10のゲイン調
整、電流／電圧変換器11と増幅器12のゲイン調整、及び
A/D変換器13の入力ダイナミックレンジの調整が行わ
れ、放射線画像信号の読取ゲインが総合的に調整され
る。

前記画像メモリ14,CPU15,インタフェイス16は、より
具体的には第３図に示すように構成されている。

即ち、A/D変換器13からのデジタル放射線画像信号
は、画像分割手段としての画像分割部28で画素データに
応じて画像を複数の領域に分割するための処理が行われ
ると同時に、階調処理部22で階調処理を施され、階調処
理後の画像データが画像メモリ14を構成するラインメモ
リ21に一旦ストアされる。

補間演算手段としての補間演算部26は、ラインメモリ
21にストアされている階調処理後の画素データを、補間
演算式変更手段としての比較部24において、画像分割部
28で定められた画像領域の境界に関する位置情報と比較
することにより、スイッチSWを切り換え、補間ワーク25
を演算のためのワークエリアとして制御ロジック23で制
御されて前記画像分割部28で分割された画像領域毎に定
められた補間演算式を用いて補間演算する。かかる補間
演算後の画素データは、前記ラインメモリ21と共に画像
メモリ14を構成する出力用のラインメモリ27に記憶され
る。

第３図においては、分割された画像領域は２領域であ
るとし、更に、そのうちの１領域に対しては演算を必要
としないニアレスト・ネイバー補間処理を施すことを想
定しているので、スイッチSWの分岐の一方には補間演算
部を設けていないが、こちらにも補間演算部26′を設け
ても良いし、補間演算部26を共通にして、制御ロジック
23で領域毎に補間演算式を変更しても良い。

また、第３図においては、階調処理を施した後に補間
処理を行う構成としてあるが、この順序は逆であっても
良い。

尚、29aは前記CPU15に付設されるROMであり、29bは同
じく前記CPU15に付設されるRAMである。

出力用ラインメモリ27に記憶される階調処理及び補間
演算を施されたデジタル放射線画像信号は、インタフェ
イス16を介してスプリンタ17に出力されてハードコピー
されることになるが、前記プリンタ17は例えば第４図に
示すように構成される。

尚、インタフェイス16を介して接続されるのは、CRT
等のモニタであっても良く、更に、半導体記憶装置など
の記憶装置（ファイリングシステム）であっても良い。

第４図に示すプリンタ17において、ラインメモリ27か
らインタフェイス16を介して読み出されたデジタル放射
線画像信号は、まずバッファメモリ30を介して信号補正
回路31で各種の信号補正処理を施された後、D/A変換器3
2によってアナログ信号に変換される。そして、このア
ナログ信号に応じてレーザ光を変調すべく、D/A変換器3
2の出力を変換器駆動回路33に入力させ、この変調器駆
動回路33はD/A変換器32の出力レベルに応じた駆動電圧
を光変調器34に出力する。光変調器34は、前記駆動電圧
に基づき画像信号レベルに応じてレーザ光源35から発光
されたレーザ光を変調し、ここで変調されたレーザ光は
図示しないモータによって回転する偏向ミラー（ポリゴ
ンミラー）36の多角形状の反射面に反射されて、主走査
方向に振り分けられる。

偏向ミラー36からの反射光は、ｆθレンズ37を通過し
て一定の走査速度に調整され、該走査光が副走査方向に
搬送される記録媒体（感光材料）38に受光されることに
よって、記録媒体38上に２次元の放射線画像を記録し、
その後記録媒体38を現像処理することでデジタル放射線
画像のハードコピーが得られるようになっている。

次に、第３図に示すハードウェア構成に基づいて行わ
れる本発明にかかる補間演算の実施例を説明する。

まず、第１の実施例として、前記第２図に示す記録読
取装置３を用いて得た正常人体胸部側面の放射線画像信
号（2048画素×2464画素）に対し、以下のようにして画
像を２つの領域（画像領域1,画像領域φ）に分割した。

即ち、まず、画像全体のヒストグラムを求め、第５図
に示すようにヒストグラムのうちの最大信号値に最も近
いレベルでピークをもつ信号値グループと、それ以外の
信号値とを分離する閾値Stを設定した。

ここで、前記閾値Stは、第６図に示すように正常人体
胸部側面の画像のうちの素抜けの部分（画像情報の少な
い領域）と人体透過部分（画像情報を多く含む領域）と
を分割する閾値となる。

次に、画像データの１ライン（第６図に示すＸ方向）
毎に、画素データが前記閾値Stを越えるか否かを判別す
ることで、閾値Stを越える画素の集合である画像領域φ
（素抜けの部分）と、閾値St以下の画素の集合である画
像領域１（人体透過部分）とを分離する第６図に示すよ
うな境界画素（X₁₁,1），（X₁₂,1），（X₂₁,2）（X₂₂,
2），・・・を検出する。また、かかる画像分解処理と
同時に、各画素データに対して、前記ヒストグラムを元
に設定した階調変換曲線を用いてデータ変換を行い、適
切な階調処理を施して画像信号Ｏ（Ｉ）を得た。

そして、階調処理後の画像信号Ｏ（Ｉ）に補間処理を
施して、画像サイズを4096画素×4928画素に拡大した画
像信号Ａ（Ｉ）を得た。前記画素拡大のための補間演算
は、予め上記のようにヒストグラムに基づいて分割され
ている２つの画像領域1,φによって以下のように補間演
算式を変更して行わせた。

画像領域φ→ニアレスト・ネイバー補間画像領域１→キュービック・コンボリューション補間即ち、放射線の素抜け部分である画像領域φについて
は、画質劣化は避けられないものの演算時間が短時間で
あるニアレスト・ネイバー補間で画素の拡大を図り、人
体透過部分である画像領域１については、演算時間はニ
アレスト・ネイバー補間よりも増大するが画質の劣化を
抑止できる高次の補間演算であるキュービック・コンボ
リューション補間を行わせるようにしたものであり、診
断に必要な部分の画質劣化を抑止しつつ、診断に関係な
い部分では簡便な補間演算を行わせて演算時間の短縮を
図るようにした。

次に、このようにして画像領域1,φによって補間演算
式を変更して補間演算して得た第１実施例の画像信号Ａ
（Ｉ）を、第４図に示すプリンタ17を用いて14インチ×
17インチの銀塩フィルム上にプリントし、ハードコピー
CA（Ｉ）を得た。

一方、上記本発明にかかる補間演算処理を施した画像
信号Ａ（Ｉ）に比較する比較例１として、上記第１実施
例と同様にして得た画像信号Ｏ（Ｉ）を、画像領域を分
割することなく、全画像領域に渡ってニアレスト・ネイ
バー補間を施して２倍の画素数の4096画素×4928画素の
画像信号Ｐ（Ｉ）を得て、該比較例１の画像信号Ｐ
（Ｉ）を上記第１実施例と同様にして銀塩フィルム上に
プリントし、ハードコピーCP（Ｉ）を得た。

更に、上記第１実施例と比較する比較例２として、上
記第１実施例と同様にして得た画像信号Ｏ（Ｉ）を、画
像領域を分割することなく、全画像領域に渡ってキュー
ビック・コンボリューション補間を施して２倍の画素数
の4096画素×4928画素の画像信号Ｑ（Ｉ）を得て、該画
像信号Ｑ（Ｉ）を上記第１実施例と同様にして銀塩フィ
ルム上にプリントし、ハードコピーCQ（Ｉ）を得た。

上記のようにして得た本発明にかかる第１実施例のハ
ードコピーCA（Ｉ）、及び、該ハードコピーCA（Ｉ）の
比較対象として得たハードコピーCP（Ｉ）,CQ（Ｉ）の
画質について目視による比較を行ったところ、表１に示
すような結果となった。

即ち、実施例１のハードコピーCA（Ｉ）と、全領域に
渡ってキュービック・コンボリューション補間を施した
比較例２のハードコピーCQ（Ｉ）の画質はいずれも良好
で、全画像に渡ってニアレスト・ネイバー補間を施した
比較例１のハードコピーCP（Ｉ）は著しく画質が劣って
いた。これは、上記第１実施例及び比較例２では、いず
れも診断領域については同じ高次の補間演算で処理して
あるためであり、これに対し、全画像領域について低次
の補間であるニアレスト・ネイバー補間を施した場合に
は、かかる補間によって画素を２倍に拡大したため、人
体画像上に２画素×２画素のブロックがモザイク状に目
立ってしまうことによる。

また、前記表１には、第１実施例の画像信号Ａ
（Ｉ），比較例１の画像信号Ｐ（Ｉ），比較例２の画像
信号Ｑ（Ｉ）をそれぞれ得るための補間演算に要した時
間を相対値で示してあり、実施例１は比較例１よりも長
い演算時間を要しているが、比較例２よりも演算時間を
短縮できている。

以上のように、放射線の素抜け部分については演算が
簡便な補間演算を施し、診断に必要な人体透過部分につ
いては画質劣化を抑止できる高次の補間を施すようにす
ることで、診断に必要な画質を確保しつつ補間演算に要
する時間を短縮することができ、第１実施例は、比較例
1,2に比べて総合的に優れた補間演算処理であると言え
る。

次に、本発明にかかる第２実施例として、第１実施例
と同様にして画像信号Ｏ（Ｉ）を得て、この画像信号Ｏ
（Ｉ）について画像領域φ,1で補間演算を以下のように
して変更して、２倍の画像サイズ4096画素×4928画素に
拡大して画像信号Ｂ（Ｉ）を得た。

画像領域φ→ニアレスト・ネイバー補間画像領域１→ベル・スプライン補間（β＝0.7）そして、前記画像信号Ｂ（Ｉ）を実施例１と同様に銀
塩フィルム上にプリントし、ハードコピーCB（Ｉ）を得
た。尚、前記βは、ベル−スプラインの点拡がり関数Ｆ
（ω，β）を決定する正の実数βであり、このβの変化
に応じて補間後の空間周波数特性を強調したり減弱した
りできることが知られている。前述のようにベル−スプ
ライン補間演算を用いる場合には、前記βを0.4＜β≦
1.5程度とすることが好ましい。

また、上記第２実施例で画像領域１にベル・スプライ
ン補間（β＝0.7）を用いたので、比較例３として全画
像領域に渡ってベル・スプライン補間（β＝0.7）を施
して２倍の画素数である4096画素×4928画素の画像信号
Ｒ（Ｉ）を得て、この画像信号Ｒ（Ｉ）を、実施例１と
同様に銀塩フィルム上にプリントし、ハードコピーCR
（Ｉ）を得た。

そして、前記ハードコピーCB（Ｉ）,CR（Ｉ）及び、
前述の比較例１のハードコピーCP（Ｉ）の画質につい
て、目視評価による比較を行って、表２に示すような結
果を得た。目視の画質評価において、CB（Ｉ）及びCR
（Ｉ）の画質はいずれも良好であるが、ニアレスト・ネ
イバー補間によるCP（Ｉ）は画質が上記２つのハードコ
ピーに対して著しく劣っていた。これは、ニアレスト・
ネイバー補間による画素の２倍拡大により、人体画像上
に２画素×２画素のブロックがモザイク状に目立ってし
まうことによるものであり、表１と同様にして示される
処理時間においては、上記第２実施例Ｂ（Ｉ）が比較例
1P（Ｉ）よりも長いが、比較例3R（Ｉ）よりも処理時間
が短縮された。

このように、第２実施例においても、画質を損なうこ
となく、補間演算の処理時間が短縮され、総合的に比較
例1,3よりも優れた処理となっている。

更に、第３実施例として、前記第２図に示す記録読取
装置３を用いて得た正常人体胸部側面の放射線画像信号
（2048画素×2464画素）から平均化プロファイルを作成
し、この平均化プロファイルに基づいて画像領域を２つ
（画像領域1,画像領域φ）に分割した。

即ち、第７図に示すように、横方向（Ｘ方向）の平均
化プロファイルを求め、この平均化プロファイルの平坦
部にあたる画像情報の少ない画像領域φと、それ以外の
部分にあたる画像情報を多く含む画像領域１とを縦割り
に分離する境界画素列X₁及びX₂を設定した。前記境界画
素列X₁及びX₂は、境界画素列X₁よりも第７図で左方の画
像領域及び境界画素列X₂よりも第７図で右方の画像領域
（画像領域φ）においては少なくとも人体透過部分が含
まれず、境界画素列X₁及びX₂で囲まれる領域（画像領域
１）には、素抜け部分も含まれるが人体画像領域を全て
含むことになり、画像領域φは診断には関係ない領域で
あるが、画像領域１は診断必要な領域を含んでいる。

次に、各画素データに対して、前記平均化プロファイ
ルを元に設定した階調変換曲線を用いてデータ変換を行
い、適切な階調処理を施し、画像信号Ｏ（II）を得た。

この画像信号Ｏ（II）に補間演算を施して、２倍の画
像サイズ4096画素×4928画素に拡大して、画像信号Ａ
（II）を得たが、ここで、前記境界画素X₁及びX₂を境に
分割される画像領域φと画像領域１とで以下のようにし
て補間演算式を変更させた。

画像領域φ→ニアレスト・ネイバー補間画像領域１→リニア補間次に、画像信号Ａ（II）を、第４図に示すプリンタ17
を用いて14インチ×17インチの銀塩フィルム上にプリン
トし、ハードコピーCA（II）を得た。

一方、上記第３実施例の比較例４として、画像信号Ｏ
（II）の全画像領域についてニアレスト・ネイバー補間
を施して4096画素×4928画素の画像信号Ｐ（II）を得
て、これを実施例３と同様に銀塩フィルム上にプリント
し、ハードコピーCP（II）を得た。

更に、比較例５として、前記画像信号Ｏ（II）の全画
像領域についてリニア補間を施して4096画素×4928画素
の画像信号Ｑ（II）を得て、これを実施例３と同様に銀
塩フィルム上にプリントし、ハードコピーCQ（II）を得
た。

そして、上記ハードコピーCA（II）,CP（II）,CQ（I
I）の画質について、目視評価による比較を行ったとこ
ろ、表３に示すように、CA（II）及びCQ（II）の画質は
いずれも良好で、CP（II）の画質は他に比べて著しく劣
っていた。これは、CP（II）がニアレスト・ネイバー補
間により２倍の画素拡大を行ったため、人体画像上に２
画素×２画素のブロックがモザイク上に目立つためであ
る。

また、表３の相対処理時間に示すように、第３実施例
においても、画質が良好であるにも関わらず処理時間が
短縮されており、総合して比較例4,5よりも優れた補間
演算を施すことができる。

次に第４実施例として、第３実施例と同様にして得た
画像信号Ｏ（II）に対して、境界画素X₁及びX₂で分割さ
れる画像領域φ,1で以下のようにして補間演算式を変更
して4096画素×4928画素の画像信号Ｂ（II）を得た。

画像領域φ→ニアレスト・ネイバー補間画像領域１→キュービック・コンボリューション補間そして、前記画像信号Ｂ（II）を前記第３実施例と同
様に銀塩フィルム上にプリントし、ハードコピーCB（I
I）を得た。

一方、上記第４実施例の比較対象として、前記画像信
号Ｏ（II）に、全画像領域に渡りキュービック・コンボ
リューション補間を施して、２倍の4096画素×4928画素
の画像信号Ｒ（II）（比較例６）を得て、該画像信号Ｒ
（II）を、実施例４と同様に銀塩フィルム上にプリント
し、ハードコピーCR（II）を得た。

上記ハードコピーCB（II）,CP（II）,CR（II）の画質
について、目視評価による比較を行ったところ、表４に
示すように、CB（II）及びCR（II）の画質はいずれも良
好であるが、これに対しCP（II）の画質はニアレスト・
ネイバー補間による画素の２倍拡大によって２画素×２
画素のプロックがモザイク状に目立つために著しく劣っ
ていた。また、補間演算の処理時間については、やはり
表４に示すように、第４実施例Ｂ（II）は、比較例4P
（II）よりも長くなるが、画質が同等レベルである比較
例6R（II）よりも演算時間を短縮できた。

尚、上記に示す各補間演算で用いるニアレスト・ネイ
バー補間，ベル−スプライン補間，リニア補間，キュー
ビンク・コンボリューション補間はいずれも公知の補間
関数である（「Restoring Spline Interpolation of CT
Images」IEEE TRANSACTION ON MEDICAL IMAGING,VOL.M
I−2,NO.3,SEPTEMBER 1983、「Cubic Convolution for
Digital Image Processing IEEE TRANSACTION ON ACOUS
TICS,AND SIGNAL PROCESSING,VOL.ASSP−29,NO.6 1981
等参照）。

上記の表１〜表４から明らかなように、本実施例によ
ると、補間前の画素データに基づいて予め画像を診断領
域（画像情報を多く含む領域）と放射線の素抜け領域
（画像情報が少ない領域）とに分割し、診断領域につい
ては演算時間を要するものの画質劣化を抑止できるベル
−スプライン補間，リニア補間，キュービック・コンボ
リューション補間などの高次の補間演算式を選択し、一
方、放射線の素抜け領域（又は照射野外）については画
質劣化はあるが演算時間が短時間で済むニアレスト・ネ
イバー補間やリニア補間などの比較的低次の補間演算式
を選択するようにしたので、画質の劣化を抑止しつつ補
間演算に要する処理時間を短縮できるようになり、診断
の効率が向上する。

尚、前記補間演算式を変更するための領域の検出は、
上記実施例に示したように、階調処理と同時に行うか、
或いは、階調処理条件を決定するのに必要な情報（ヒス
トグラム，プロファイル）を収集する際に同時に行うよ
うにすれば、より処理時間の短縮が図れる。

また、特開昭58−67240号公報に述べられているよう
に、輝尽性蛍光体を用いた放射線画像変換パネルから放
射線画像情報を得る所謂「本読み」に先立って、低エネ
ルギーの励起光を用いて「先読み」を行う場合には、該
「先読み」画像情報に基づいて前記領域を定め、それを
「本読み」画像に対して適用しても良い。また、人体画
像領域を更に複数に分割するなどして３つ以上に領域を
分割しても良い。

本実施例では、輝尽性蛍光体を用いてデジタル放射線
画像を得るシステムを用いたが、放射線画像を記録した
銀塩フィルムの透過光を光電変換してデジタル放射線画
像信号を得るシステムであっても良く、デジタル放射線
画像信号を得る構成を限定するものではない。

また、本発明にかかる補間演算を施されたデジタル放
射線画像信号は、上記のように直ちにプリンタ17によっ
てハードコピーさせるようにしても良いが、CRT上に再
生させたり、又は、ファイリングシステムに一旦記憶さ
せ、必要なときに読み出してハードコピーしたりCRTに
表示させるようにしても良い。

〈発明の効果〉以上説明したように本発明によると、画素変更のため
に行う補間演算において、ヒストグラム及び／又はプロ
ファイルの情報に基づいて画像を複数領域に分割するこ
とで、特に医療用画像において診断に必要な部分を的確
に抽出でき、前記分割された領域毎に補間演算式を変換
することで、画像情報を多く含む領域では高次の補間演
算を行わせ画質を確保する一方、放射線の素抜け部など
の画像情報の少ない領域では低次の補間演算に行わせて
処理時間の短縮を図ることができるから、補間演算によ
る画素数の変更処理において画質確保と処理時間の短縮
を両立させることができ、特に病気診断用の放射線画像
では診断の効率が向上するという効果がある。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の構成を示すブロック図、第２図は本発
明の一実施例を示すシステムブロック図、第３図は第２
図示のシステムにおいて補間演算を行う部分の詳細なシ
ステムブロック図、第４図は第２図示のプリンタの構成
を示すシステムブロック図、第５図は同上実施例におい
て画像を複数領域に分割するために用いるヒストグラム
の一例を示す線図、第６図は第５図示のヒストグラムを
用いた画像分割を説明するための線図、第７図は同上実
施例においてプロファイルを用いた画像分割を説明する
ための線図である。 14……画像メモリ、15……CPU、16……インタフェイ
ス、17……プリンタ、21,27……ラインメモリ、22……
階調処理部、23……制御ロジック、24……比較部、25…
…補間ワーク、26……補間演算部、28……画像分割部

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.⁶，ＤＢ名) G06T 3/40 H04N 1/387 101 - 1/393

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】画素毎のデジタルデータからなる放射線画
像信号を補間演算して画素数を変更するデジタル放射線
画像信号の処理装置であって、デジタル放射線画像の画素データを補間演算して画素数
を変更する補間演算手段と、補間演算前の画像を、前記画素データのヒストグラム及
び／又はプロファイルの情報に基づいて複数領域に分割
する画像分割手段と、該画像分割手段で分割された画像の複数領域毎に前記補
間演算手段における補間演算式を変更する補間演算式変
更手段と、を含んで構成されたことを特徴とするテジタル放射線画
像信号の処理装置。