JPH01237887A - Method for reducing granular noise in radiograph - Google Patents
Method for reducing granular noise in radiographInfo
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Landscapes
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
(産業上の利用分野)
本発明は、記録された放射線画像を読み取って得た画像
データに画像処理をを施すことにより放射線画像の粒状
雑音を低減させる、粒状雑音低減方法に関するものであ
る。Detailed Description of the Invention (Field of Industrial Application) The present invention is a method for reducing granular noise, which reduces granular noise in radiographic images by performing image processing on image data obtained by reading recorded radiographic images. It is about the method.
(従来の技術)
記録された放射線画像を読み取って画像データを得、こ
の画像データに適切な画像処理を施した後、画像を再生
記録することは種々の分野で行なわれている。たとえば
、後の画像処理に適合するように設計されたガンマ値の
低いX線フィルムを用いてX線画像を記録し、このX線
画像が記録されたフィルムからX線画像を読み取って電
気信号に変換し、この電気信号(画像データ)に画像処
理を施した後、コピー写真等に可視像として再生するこ
とにより、コントラスト、シャープネス。(Prior Art) It is practiced in various fields to read a recorded radiation image to obtain image data, perform appropriate image processing on this image data, and then reproduce and record the image. For example, an X-ray image is recorded using an X-ray film with a low gamma value designed to be compatible with later image processing, and the X-ray image is read from the film on which it is recorded and converted into an electrical signal. After converting and performing image processing on this electrical signal (image data), contrast and sharpness can be improved by reproducing it as a visible image in photocopies, etc.
粒状性等の画質性能の良好な再生画像を得ることが行な
われている(特公昭61−5193号公報参照)。Efforts have been made to obtain reproduced images with good image quality performance such as graininess (see Japanese Patent Publication No. 5193/1983).
また本願出願人により、放射線(X線、α線。The applicant has also proposed radiation (X-rays, α-rays).
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蓄積され、その後可視光等の励起
光を照射すると蓄積されたエネルギーに応じて輝尽発光
を示す蓄積性蛍光体(輝尽性蛍光体)を利用して、人体
等の被写体の放射線画像情報を一部シート状の蓄積性蛍
光体に記録し、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データを得、この画像
データに画像処理を施し、画像処理後の画像データ基づ
き被写体の放射線画像を写真感光材料等の記録材料、C
RT等に可視像として出力させる放射線画像記録再生シ
ステムがすでに提案されている(特開昭55−1242
9号、同56−0395号、同55−163472号、
同5Ei−104645号、同55−116340号な
ど。)。When irradiated with β rays, γ rays, electron beams, ultraviolet rays, etc., a part of this radiation energy is accumulated, and then when irradiated with excitation light such as visible light, stimulable fluorescence exhibits stimulated luminescence depending on the accumulated energy. Radiographic image information of a subject such as a human body is partially recorded on a sheet of stimulable phosphor using a stimulable phosphor, and this stimulable phosphor sheet is scanned with excitation light such as a laser beam. The resulting stimulated luminescence light is read photoelectrically to obtain image data, this image data is subjected to image processing, and a radiation image of the subject is photographed based on the image data after image processing. Recording materials such as photosensitive materials, C
A radiation image recording and reproducing system that outputs a visible image to RT, etc. has already been proposed (Japanese Patent Laid-Open No. 55-1242
No. 9, No. 56-0395, No. 55-163472,
5Ei-104645, 55-116340, etc. ).
上記放射線画像を記録する際の放射線のゆらぎ等により
、記録された放射線画像には、通常多くの粒状雑音が含
まれている。この放射線画像を読み取って得た画像デー
タに基づいて画像を再生したとき、この再生画像に粒状
雑音か多く含まれていると、再生画像が粗くざらざらし
た感じの画像となる。一方、粒状雑音を低減する画像処
理を施すと、通常は他の画質性能(コントラスト、シャ
ープネス等)が劣化する傾向にある。Due to the fluctuation of the radiation when recording the radiation image, the recorded radiation image usually contains a lot of granular noise. When an image is reproduced based on image data obtained by reading this radiographic image, if the reproduced image contains a lot of granular noise, the reproduced image will appear coarse and grainy. On the other hand, when image processing is performed to reduce granular noise, other image quality performance (contrast, sharpness, etc.) usually tends to deteriorate.
上記システム等においては、たとえば本出願人により提
案した特開昭55−163472号、特開昭55−87
953号、特願昭[12−265017号、特願昭62
−285018号等に記載された方法、すなわち読み取
った画像データに基づいて画像の低空間周波数成分や高
空間周波数成分を強調してこれらを組み合わせる画像処
理方法を用いることにより、シャープネス。In the above-mentioned systems, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 55-163472 and Japanese Patent Application Laid-open No. 55-87 proposed by the present applicant.
No. 953, Japanese Patent Application No. 12-265017, Japanese Patent Application No. 1987
Sharpness is achieved by using the method described in Japanese Patent No. 285018, that is, an image processing method that emphasizes low spatial frequency components and high spatial frequency components of an image based on read image data and combines them.
コントラスト等との均衡が保たれながら粒状雑音の低減
が図られている。Grain noise is reduced while maintaining balance with contrast, etc.
(発明が解決しようとする課題)
画像の各部分はそれぞれ異なった空間周波数成分を有し
ており、変化の激しい部分や変化の少ない部分等がある
。この画像に上記画像処理を施して粒状雑音を低減させ
ると、画像全体としては適切に粒状雑音が低減されてい
ても、画像の部分によっては粒状雑音が除去されすぎて
その部分を観察したときむしろ不自然さが感じられたり
、あるいはその部分に偽画像が発生し、総合的な画質性
能があまり向上しないか場合によってはむしろ劣化する
場合があるという問題点があった。(Problem to be Solved by the Invention) Each part of an image has a different spatial frequency component, and there are parts that change rapidly and parts that change little. When this image is subjected to the image processing described above to reduce the grainy noise, even though the grainy noise is appropriately reduced for the entire image, some parts of the image may have too much grainy noise removed, and when you look at that part, it is rather unpleasant. There have been problems in that the image may appear unnatural or a false image may occur in that area, resulting in the overall image quality not improving much or even deteriorating in some cases.
本発明は上記問題点に鑑み、粒状雑音が除去されたこと
による不自然さや偽画像の発生をなくしてより自然な感
じを与えるとともに高い画質性能を有する再生画像を得
ることのできる放射線画像の粒状雑音低減方法を提供す
ることを目的とするものである。In view of the above-mentioned problems, the present invention eliminates the occurrence of unnaturalness and false images due to the removal of granular noise, gives a more natural feeling, and provides reproduced images with high image quality performance. The purpose of this invention is to provide a noise reduction method.
(課題を解決するための手段)
本発明の放射線画像の粒状雑音低減方法は、記録された
放射線画像を読み取ってこの放射線画像を表わす情報を
担持する多数の初期画像データを得、この初期画像デー
タに上記放射線画像の粒状雑音を低減させるように平滑
化処理を施して平滑化画像データを得た後、この平滑化
画像データに不規則性雑音を付加することを特徴とする
ものである。(Means for Solving the Problems) A method for reducing granular noise in a radiographic image according to the present invention reads a recorded radiographic image to obtain a large number of initial image data carrying information representing this radiographic image. The present invention is characterized in that after obtaining smoothed image data by subjecting the radiographic image to smoothing processing to reduce granular noise, irregularity noise is added to the smoothed image data.
(作 用)
本発明の放射線画像の粒状雑音低減方法は、上記初期画
像データに放射線画像の粒状雑音を低減させるように平
滑化処理を施して平滑化画像データを得た後、この平滑
化画像データに不規則性雑音(以下、ランダムノイズと
いう)を付加するようにしたため、付加されたランダム
ノイズにより、再生された画像における、粒状雑音が除
去されたことによる不自然さや偽画像の発生がなくなり
、自然な感じを与えるとともに高い画質性能を有する再
生画像を得ることができる。(Function) The method for reducing grainy noise in a radiographic image of the present invention is to obtain smoothed image data by subjecting the initial image data to smoothing processing to reduce grainy noise in the radiographic image, and then to obtain smoothed image data. Since irregular noise (hereinafter referred to as random noise) is added to the data, the added random noise eliminates the occurrence of unnaturalness and false images in the reproduced image due to the removal of granular noise. , it is possible to obtain a reproduced image that gives a natural feel and has high image quality performance.
(実 施 例)
以下添付図面を参照して本発明の実施例について説明す
る。(Example) Examples of the present invention will be described below with reference to the accompanying drawings.
まず第2図を参照して、本発明を使用した装置の一実施
例について説明する。First, with reference to FIG. 2, an embodiment of an apparatus using the present invention will be described.
第2図は、本発明の粒状雑音低減方法を使用した放射線
画像読取表示装置の一例を示す斜視図である。この装置
は、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蓄積さ
れ、その後可視光等の励起光を照射すると蓄積されたエ
ネルギーに応じて輝尽発光を示す蓄積性蛍光体(輝尽性
蛍光体)を用いた装置である。FIG. 2 is a perspective view showing an example of a radiation image reading and displaying device using the granular noise reduction method of the present invention. This device accumulates a portion of this radiation energy when it is irradiated with radiation (X-rays, alpha rays, beta rays, gamma rays, electron beams, ultraviolet rays, etc.), and then when it is irradiated with excitation light such as visible light. This device uses a stimulable phosphor (stimulable phosphor) that exhibits stimulated luminescence depending on energy.
図示しない撮影装置において、人体等の被写体に放射線
が照射されて撮影が行なわれ、この被写体の放射線画像
が蓄積性蛍光体シートに蓄積記録される。In a photographing device (not shown), a subject such as a human body is irradiated with radiation and photographed, and a radiation image of the subject is stored and recorded on a stimulable phosphor sheet.
この撮影の行なわれた蓄積性蛍光体シート1が、第2図
に示す放射線画像読取再生装置の所定位置にセットされ
る。The photographed stimulable phosphor sheet 1 is set at a predetermined position in the radiation image reading and reproducing apparatus shown in FIG.
このようにしてセットされた蓄積性蛍光体シート1はモ
ータ2により駆動されるエンドレスベルト等のシート搬
送手段3により、矢印Y方向に搬送(副走査)される。The stimulable phosphor sheet 1 set in this manner is conveyed (sub-scanning) in the direction of arrow Y by a sheet conveying means 3 such as an endless belt driven by a motor 2.
一方、レーザ光源4から発せられた励起光5はモータ1
3により駆動され矢印方向に高速回転する回転多面鏡6
によって反射偏向され、fθレンズ等の集束レンズ7を
通過した後、ミラー8により光路を変えて前記シート1
に入射し前記副走査の方向(矢印Y方向)と略垂直な矢
印X方向に主走査する。この励起光5が照射されたシー
ト1の箇所からは、その箇所に蓄積記録されている放射
線画像に応じた光量の輝尽発光光9が発散され、この輝
尽発光光9は集光体IOによって集光され、光検出器と
してのフォトマルチプライヤ(光電子増倍管) 11に
よって光電的に検出される。上記集光体10はアクリル
板等の導光性材料を成形して作られたものであり、直線
状をなす入射端面10aが蓄積性蛍光体シート1上の主
走査線に沿って延びるように配され、円環状に形成され
た出射端面10bに上記フォトマルチプライヤ11の受
光面が結合されている。上記入射端面10aから集光体
10内に入射した輝尽発光光9は、該集光体10の内部
を全反射を繰り返して進み、出射端面fobから出射し
てフォトマルチプライヤ11に受光され、前記放射線画
像を表わす情報を担持する輝尽発光光9の光量がフォト
マルチプライヤ11によって検出される。フォトマルチ
プライヤ11から出力されるアナログ出力信号Sは増幅
器16によって増幅され、A/D変換器17においてサ
ンプリングされディジタル化される。このようにして得
られた初期画像データS orgはメモリ18に入力さ
れ、記憶される。メモリ18に記憶された初期画像デー
タS orgは、その後読み出されて演算部19に入力
される。演算部19では、後述するように、この初期画
像データS orgに基づいて放射線画像の粒状雑音を
低減させるように平滑化処理を施して平滑化画像データ
S′が求められ、その後さらにこの平滑化画像データS
′にランダムノイズが付加されて処理画像データS′が
求められる。このようにして求められた処理画像データ
S′はCRTデイスプレィ等の画像表示手段20に送ら
れ、処理画像データS′に基づいて画像処理済の放射線
画像Pが再生表示される。On the other hand, the excitation light 5 emitted from the laser light source 4 is transmitted to the motor 1.
A rotating polygon mirror 6 that is driven by 3 and rotates at high speed in the direction of the arrow.
After passing through a focusing lens 7 such as an fθ lens, the optical path is changed by a mirror 8 and the sheet 1
, and main scanning is performed in the direction of arrow X, which is substantially perpendicular to the sub-scanning direction (direction of arrow Y). From the location of the sheet 1 irradiated with this excitation light 5, stimulated luminescence light 9 is emitted in an amount corresponding to the radiation image accumulated and recorded at that location, and this stimulated luminescence light 9 is transmitted to the light collector IO. The light is collected by a photomultiplier (photomultiplier tube) 11 as a photodetector and photoelectrically detected. The light collector 10 is made by molding a light-guiding material such as an acrylic plate, and has a linear incident end surface 10a extending along the main scanning line on the stimulable phosphor sheet 1. The light receiving surface of the photomultiplier 11 is coupled to the output end surface 10b formed in an annular shape. The stimulated luminescent light 9 entering the light condenser 10 from the input end face 10a travels through the light condenser 10 through repeated total reflection, exits from the output end face fob, and is received by the photomultiplier 11, A photomultiplier 11 detects the amount of stimulated luminescence light 9 carrying information representing the radiation image. The analog output signal S output from the photomultiplier 11 is amplified by the amplifier 16, sampled and digitized by the A/D converter 17. The initial image data S org obtained in this way is input to the memory 18 and stored. The initial image data S org stored in the memory 18 is then read out and input to the calculation unit 19 . As will be described later, the calculation unit 19 performs smoothing processing to reduce grainy noise in the radiation image based on this initial image data S org to obtain smoothed image data S', and then further smoothes the image data S'. Image data S
Random noise is added to ' to obtain processed image data S'. The processed image data S' obtained in this manner is sent to an image display means 20 such as a CRT display, and the processed radiation image P is reproduced and displayed based on the processed image data S'.
第3図は、第2図に示した演算部19において、初期画
像データS orgに平滑化処理を施して平滑化画像デ
ータS′を求め、その後2ンダムノイズを付加する方法
の一例を示したブロック図である。FIG. 3 is a block diagram showing an example of a method in which the calculation unit 19 shown in FIG. 2 performs smoothing processing on the initial image data S org to obtain smoothed image data S', and then adds 2 random noise. It is a diagram.
この例は、例えば特開昭55−16347号公報に記載
された方法を用い、放射線画像の各部分の画像の状態(
たとえば平坦な部分、変化の激しい部分等)に応じてこ
の各部分にそれぞれ適合するように平滑化を行なういわ
ゆる適応的スムージング処理を行なうものである。This example uses the method described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 55-16347, and uses the image state (
For example, a so-called adaptive smoothing process is performed in which smoothing is performed to suit each portion (eg, flat portions, rapidly changing portions, etc.).
第2図のメモリ18から演算部19に読み出された初期
画像データS orgは、ローパスフィルタ21゜バイ
パスフィルタ22.高域強調演算部23.ローパスフィ
ルタ24に送られる。The initial image data S org read out from the memory 18 in FIG. High frequency emphasis calculation section 23. The signal is sent to a low-pass filter 24.
ローパスフィルタ21では、入力された各初期画像デー
タSorgに対して、放射線画像上における周囲の初期
画像データS orgを平均化するスムージング処理が
施され、ボケマスクSusが求められる。尚、このロー
パスフィルタ2工では、後述するV−フィルタまたはメ
デイアンフィルタであってもよい。バイパスフィルタ2
2では、入力された初期画像データSorgとボケマス
クSusの差S org−3usが演算されることによ
り、初期画像データS orgの高周波成分を強調した
バイパス画像データSorg−Susが求められる。こ
のバイパス画像データSong−5usは、高域強調演
算部23と2値化処理部25に送られる。高域強調演算
部23ては、入力された初期画像データS orgとバ
イパス画像データSorg−3usに基づいて、強調係
数をβ、処理後の高域強調画像データをShiとしたと
き、式
%式%(1)
で示される演算が行なわれ、高域強調画像データShl
が求められる。In the low-pass filter 21, each input initial image data Sorg is subjected to smoothing processing that averages surrounding initial image data Sorg on the radiation image, and a blur mask Sus is obtained. Note that the two low-pass filters may be a V-filter or a median filter, which will be described later. Bypass filter 2
In step 2, the difference S org-3us between the input initial image data S org and the blur mask Sus is calculated, thereby obtaining bypass image data S org-Sus in which the high frequency components of the initial image data S org are emphasized. This bypass image data Song-5us is sent to the high-frequency emphasis calculation section 23 and the binarization processing section 25. Based on the input initial image data S org and bypass image data Sorg-3us, the high frequency enhancement calculation unit 23 calculates the following equation using the following formula: %(1) is performed, and the high-frequency emphasized image data Shl
is required.
一方ローパスフィルタ24では入力された初期画像デー
タS orgに基づいて、放射線画像の低空間周波数成
分を強調した低域強調画像データSlowが求められる
。ローパスフィルタ24としては、■−フィルタ、メデ
イアンフィルタ等が用いられる(「医用電子と生体工学
」、第15巻第5号(S ept、1977) 、 2
5ページ〜31ページ〈非線形ディジタルフィルタによ
るR1画像の画質改善〉参照)。On the other hand, the low-pass filter 24 obtains low-frequency emphasized image data Slow that emphasizes the low spatial frequency components of the radiation image based on the input initial image data S org. As the low-pass filter 24, a ■-filter, median filter, etc. are used ("Medical Electronics and Bioengineering", Vol. 15, No. 5 (Sept, 1977), 2
(See pages 5 to 31 <Image quality improvement of R1 image using nonlinear digital filter>).
■−フィルタとは、画像上の各注目点(Lj)のまわり
に4つの、大きさkXkの近傍小領域RL ;免−1,
2,3,4をとり、各R2内での画像データの平均値μ
、と分散値σL2に応じて出力の値を決める次の形式の
フィルタをいう。すなわち、このフィルタへの入力画像
データをla”l、出J
力画像データを(b、、l と表わすとき、j
の演算を施すフィルタをいう。ここに、各近傍領域での
平均値と分散は、
μL−−Σ ai・j7 ・・・・・・(3
)k 2 (にJ )a l纜。■-Filter is four neighboring small regions RL of size kXk around each point of interest (Lj) on the image;
2, 3, and 4, and the average value μ of image data within each R2
, and the output value is determined according to the variance value σL2. In other words, when the input image data to this filter is expressed as la''l, and the output image data as (b,,l), it is a filter that performs the calculation of j. is μL−−Σ ai・j7 ・・・・・・(3
) k 2 (にJ ) al 纺.
σLz、、、□Σ (a=、 aL) 2=・・・・(
4)R2(1°、p虫 IJ
であって、WLはRLにおける分散σt2の値によって
決まる重み、たとえば
等である。尚、(i’、jつ−R2は、近傍領域R2内
のすべての画像データをいう。σLz,,,□Σ (a=, aL) 2=・・・(
4) R2 (1°, p insect IJ, WL is the weight determined by the value of the variance σt2 in RL, e.g., Refers to image data.
上記Vフィルタを用いると、画像上で急激なステップ状
の変化(エツジ)がある部分はその急激な変化を残した
ままスムージング(ローパス)を行なうことができる。By using the above-mentioned V filter, it is possible to perform smoothing (low-pass) on a portion of an image where there is a sudden step-like change (edge) while leaving the sudden change intact.
メデイアンフィルタとは、画像の局所小領域内の画像デ
ータの値の中央値(メデイアン)を出力するフィルタで
ある。このメデイアンフィルタを用いると、エツジはあ
まりぼかさずにスパイク状の雑音を除去することができ
る。A median filter is a filter that outputs the median value (median) of image data values within a local small area of an image. When this median filter is used, spike-like noise can be removed without blurring the edges too much.
このようにしてローパスフィルタ24で求められた低域
強調画像データSlowと高域強調演算部23で求めら
れた高域強調画像データShiが処理部27に人力され
る。処理部27では、高域強調画像データShiの重み
づけをに1低域強調画像データの重みづけを1−に1処
理後の平滑化画像データS′としたとき、
S’ −(1−K)XSlow +KXShi ・
・・・・・(6)の演算が行なわれる。ここでKは画像
の各部分に応じた変数である。したがって画像の各部分
についてそれぞれ適切に低減強調または高域強調が施さ
れる。In this way, the low-frequency emphasized image data Slow obtained by the low-pass filter 24 and the high-frequency emphasized image data Shi obtained by the high-frequency enhancement calculation section 23 are manually input to the processing section 27. In the processing unit 27, when the weighting of the high-frequency emphasized image data Shi is set to 1 and the weighting of the low-frequency emphasized image data is set to 1-1 and the smoothed image data S' after processing, S' - (1-K )XSlow +KXShi・
...The calculation (6) is performed. Here, K is a variable depending on each part of the image. Therefore, each part of the image is appropriately reduced and emphasized or high-frequency emphasized.
この重みづけ計数には、2値化画像処理部25およびス
ムージング処理部26により以下のようにして求められ
る。This weighting factor is determined by the binarized image processing section 25 and the smoothing processing section 26 as follows.
第4図はこの重みづけ計数にの求め方の一例を示した図
である。重みづけ計数には画像の全領域にわたって2次
元的に求められるが、ここでは簡単のためX方向(任意
の一方向)についてのみ示した。FIG. 4 is a diagram showing an example of how to obtain this weighting factor. Although the weighting coefficients are obtained two-dimensionally over the entire area of the image, only the X direction (one arbitrary direction) is shown here for the sake of simplicity.
第4図の(A)はX方向についてのバイパス画像信号S
org−8usを示している。2値化処理部25では入
力されたバイパス画像データSorg −5usを適切
なしきい値りで2値化し、(B)に示すような2値化デ
ータを出力する。スムージング処理部26ではこの2値
化データをスムージングし、(C)に示すように急激な
変化をもたない重みづけ計数Kが求められる。このよう
にして求めた重みづけ係数Kを用いて(6)式で示した
演算を行なうことにより、画像の各部についてそれぞれ
適切に画像処理が施された平滑化画像データS′が求め
られる。また重みづけ係数にとしてたとえば第4図(A
)に示すバイパス画像データまたは(B)に示す2値化
画像データ等変化の激しい関数を用いると画像の隣接し
た各部5分間で急激に画像処理方法が変化することにな
り、処理後の画像データに基づいて画像を再生したとき
、非常に見にくい再生画像になってしまうが、重みづけ
係数には前述したように2値化データをスムージングし
て求めているため、画像の隣接した各部分間でなだらか
に画像処理方法が変化することになり、より自然な再生
画像を得ることができる。(A) in FIG. 4 is a bypass image signal S in the X direction.
org-8us is shown. The binarization processing unit 25 binarizes the input bypass image data Sorg -5us using an appropriate threshold value and outputs binarized data as shown in (B). The smoothing processing unit 26 smoothes this binarized data to obtain a weighting coefficient K that does not have sudden changes, as shown in (C). By performing the calculation shown in equation (6) using the weighting coefficient K obtained in this way, smoothed image data S' that has been appropriately image-processed for each part of the image is obtained. Also, as a weighting coefficient, for example, Fig. 4 (A
) or the binarized image data shown in (B), the image processing method will change rapidly every 5 minutes in each adjacent part of the image, resulting in a change in the image data after processing. When an image is played back based on the image, it becomes a very hard to read image, but since the weighting coefficients are obtained by smoothing the binarized data as described above, there are differences between adjacent parts of the image. The image processing method changes gradually, making it possible to obtain a more natural reproduced image.
尚、第3図に破線で示すように、処理部27に初期画像
データS orgも入力し、Shi、 Sorg 、
Slowの3つの画像データに基づいて平滑化画像
データS′を求めてもよい。また、Slowを入力せず
に、SorgとShiの2つの画像データに基づいて平
滑化画像データS′を求めてもよく、さらにShiを入
力せずにS!owとS orgの2つの画像データに基
づいて平滑化画像データを求めてもよい。In addition, as shown by the broken line in FIG. 3, initial image data S org is also input to the processing unit 27, and Shi, Sorg,
The smoothed image data S' may be obtained based on the three Slow image data. Furthermore, the smoothed image data S' may be obtained based on the two image data of Sorg and Shi without inputting Slow, and S! without inputting Shi! Smoothed image data may be obtained based on the two image data of ow and S org.
処理部27で求められた平滑化画像データS′は、第3
図に示すランダムノイズ付加部28に入力される。ラン
ダムノイズ付加部28では、画像の全体にわたって入力
された平滑化画像データS′にランダムノイズを付加す
ることにより最終的な処理画像データS′が求められ、
CRTデイスプレィ等の画像表示手段20(第2図参照
)に送られる。画像表示手段20には、この処理画像デ
ータS′に基づいて画像処理済の放射線画像Pが再生表
示される。The smoothed image data S' obtained by the processing section 27 is
The signal is input to the random noise adding section 28 shown in the figure. The random noise addition unit 28 adds random noise to the smoothed image data S' input over the entire image to obtain final processed image data S'.
The image is sent to an image display means 20 (see FIG. 2) such as a CRT display. The image display means 20 reproduces and displays the image-processed radiation image P based on the processed image data S'.
第3図に示したランダムノイズ付加部28において、平
滑化画像データS′にランダムノイズを付加することに
より、ランダムノイズを付加しない平滑化画像データS
′に基づいて画像を再生表示した場合に観察される、粒
状雑音が除去されたことによる不自然さや、偽画像の発
生をなくすことができる。In the random noise adding section 28 shown in FIG. 3, by adding random noise to the smoothed image data S', the smoothed image data S without adding random noise is
It is possible to eliminate unnaturalness due to the removal of granular noise and generation of false images, which are observed when an image is reproduced and displayed based on .
第1図は付加するランダムノイズのmfと画像の各小領
域毎の分散σ2との関係の例を示すグラフである。FIG. 1 is a graph showing an example of the relationship between mf of added random noise and variance σ2 for each small region of an image.
グラフDは、画像の各小領域毎の分散σ2の値にかかわ
らず画像の全面にわたって一定量のランダムノイズを付
加することを示している。グラフEは、画像の各小領域
毎の分散σ2値が大きくなるほど、その小領域に対応す
る平滑化画像データS′に付加するランダムノイズのf
f1fを増加させることを示している。尚、分散σ2の
かわりに標準偏差σを用いてもよいことは当然であり、
ここでは標準偏差σを含めて分散σ2と呼ぶこととする
。Graph D shows that a constant amount of random noise is added to the entire image regardless of the value of the variance σ2 for each small region of the image. Graph E shows that as the variance σ2 value for each small area of the image increases, the random noise f added to the smoothed image data S' corresponding to that small area increases.
This indicates that f1f is increased. It goes without saying that the standard deviation σ may be used instead of the variance σ2,
Here, the standard deviation σ is referred to as the variance σ2.
グラフDのように画像の全領域に等量のランダムノイズ
を付加しても再生画像における上記不自然さや偽画像の
発生を防止することができるが、分散σ2の値が大きい
ところは、平滑化画像データS′において一般により多
くの粒状雑音が除去されるため、より不自然感が増加す
る。このため、分散σ2の値が増加するにしたがってそ
の小領域に対応する平滑化画像データS′に付加するラ
ンダムノイズのff1fを増加させるようにするとより
きめの細かな画像処理が行なわれることになる。Even if an equal amount of random noise is added to the entire area of the image as shown in graph D, it is possible to prevent the above-mentioned unnaturalness and false images from occurring in the reproduced image, but areas where the value of variance σ2 is large are smoothed. Since more granular noise is generally removed from the image data S', the unnatural feeling increases. Therefore, as the value of the variance σ2 increases, more fine-grained image processing will be performed by increasing the random noise ff1f added to the smoothed image data S' corresponding to that small area. .
ただし、付加するランダムノイズのQfがあまりに増加
すると粒状雑音を除去した効果が低下するため、グラフ
Eのように分散σ2の値がいくら太き(でもランダムノ
イズのQfは所定値以上とならないようにすることが好
ましい。However, if the Qf of the added random noise increases too much, the effect of removing granular noise will decrease, so as shown in graph E, no matter how large the value of variance σ2 is (no matter how thick the Qf of the random noise is It is preferable to do so.
上記分散σ2は、平滑化画像データS′に基づいて求め
てもよく、第3図に示すようにランダムノイズ付加部2
8に初期画像データs orgを入力し、この人力した
明期画像データS orgに基づいて求めてもよい。The variance σ2 may be obtained based on the smoothed image data S', and as shown in FIG.
The initial image data s org may be input to 8 and the image data may be calculated based on this manually generated bright period image data s org.
また、初期画像データS orgに基づいて求めた分散
σ12と平滑化画像データS′とに基づいて求めた分散
σ22との差σ12−σ22を演算し、この差の値が大
きいほど重畳するランダムノイズのQfを増加させるよ
うにしてもよい。これは、この差が大きいほど粒状雑音
の除去量が大きいことに対応するからである。In addition, the difference σ12−σ22 between the variance σ12 calculated based on the initial image data S org and the variance σ22 calculated based on the smoothed image data S′ is calculated, and the larger the value of this difference, the more random noise will be superimposed. It is also possible to increase the Qf of . This is because the larger the difference, the greater the amount of granular noise removed.
また、粒状雑音の除去量が大きいほど付加するランダム
ノイズのf、fを増加させるためには、初期画像データ
s orgと平滑化画像データS′との差を求め、この
差のデータに基づいて画像の各小領域毎の分散σ2を求
め、この分散σ2の値が大きいほど付加するランダムノ
イズのEtfを増加させるようにしてもよい。In addition, in order to increase the added random noise f and f as the amount of granular noise removed increases, the difference between the initial image data s org and the smoothed image data S' is calculated, and based on this difference data, The variance σ2 for each small region of the image may be determined, and the larger the value of the variance σ2, the greater the Etf of the random noise to be added.
尚、上記ランダムノイズが担持する空間周波数が、除去
した粒状雑音が有していた空間周波数成分よりも高い空
間周波数成分をより多く含む場合、再生画像において、
粒状雑音を除去した効果を低下させずに不自然感をなく
し偽画像を防止することについてより有効である。Note that if the spatial frequency carried by the random noise includes more spatial frequency components higher than the spatial frequency components contained in the removed granular noise, in the reproduced image,
This method is more effective in eliminating unnaturalness and preventing false images without reducing the effect of removing granular noise.
尚、第3図において示した画像処理方法は、第2図に示
した放射線画像読取表示装置のみでなく、X線画像が記
録されたフィルムからX線画像を読み取って得た画像デ
ータに画像処理を施し、コピー写真等に可視像として再
生する装置等、放射線画像から読み取った画像データに
画像処理を施す際に一般的に用いることができるもので
ある。Note that the image processing method shown in FIG. 3 applies not only to the radiation image reading and display device shown in FIG. This device can be generally used when performing image processing on image data read from a radiographic image, such as a device that performs image processing on image data read from a radiation image, such as a device that reproduces it as a visible image on a photocopy or the like.
また、本発明の粒状雑音低減方法は、第3図に示した方
法により求めた平滑化画像データS′だけでなく、放射
線画像の粒状雑音を低減させるように平滑化処理を施す
具体的な方法の如何を問わず、平滑化処理により粒状雑
音が低減されたあらゆる平滑化画像データに適用するこ
とができるものである。Furthermore, the granular noise reduction method of the present invention includes not only the smoothed image data S' obtained by the method shown in FIG. The present invention can be applied to any smoothed image data in which granular noise has been reduced by smoothing processing, regardless of the type of smoothing process.
(発明の効果)
本発明の放射線画像の粒状雑音低減方法は、初期画像デ
ータに放射線画像の粒状雑音を低減させるように平滑化
処理を施して平滑化画像データを得た後、この平滑化画
像データにランダムノイズを付加するようにしたため、
付加されたランダムノイズにより、再生された画像にお
いて、粒状雑音が除去されたことによる不自然さや偽画
像の発生がなくなり、より自然かつ高画質の再生画像を
得ることができる。(Effects of the Invention) The method for reducing granular noise in radiographic images of the present invention is to obtain smoothed image data by performing smoothing processing on initial image data to reduce granular noise in radiographic images, and then to obtain smoothed image data. Because we added random noise to the data,
The added random noise eliminates the unnaturalness and false images caused by the removal of granular noise in the reproduced image, making it possible to obtain a more natural and high-quality reproduced image.
第1図は、付加するランダムノイズのi:Lfと画像の
各小領域毎の分散σ2との関係の例を示すグラフ、
第2図は、本発明の粒状雑音低減方法を使用した放射線
画像読取表示装置の一例を示す斜視図、第3図は、第2
図に示した演算部19において、初期画像データSor
gに平滑化処理を施して平滑化画像S′を求め、その後
ランダムノイズを付加する方法の一例を示したブロック
図、
第4図は、第3図のスムージング処理部2Bから出力さ
れる重みづけ係数にの求め方の一例を示した図である。
1・・・蓄積性蛍光体シート2.13・・・モータ3・
・・シート搬送手段 4・・・レーザー6・・・回
転多面鏡 9・・・輝尽発光光1ト・・集光体
11・・・フォトマルチプライヤ
1B・・・増幅器 17・・・A/D変換
器18・・・メモリ 19・・・演算部2
0・・・画像表示手段
21・・・ローパスフィルタ
22・・・バイパスフィルタ
23・・・高域強調処理部
24・・・ローパスフィルタ
25・・・2値化処理部
26・・・スムージング処理部
27・・・処理部
28・・・ランダムノイズ付加部
第1図
第2図
第3図FIG. 1 is a graph showing an example of the relationship between i:Lf of added random noise and variance σ2 for each small region of an image. FIG. 2 is a graph showing a radiation image reading using the granular noise reduction method of the present invention. A perspective view showing an example of a display device, FIG.
In the calculation unit 19 shown in the figure, initial image data Sor
A block diagram showing an example of a method of performing smoothing processing on g to obtain a smoothed image S' and then adding random noise. It is a figure showing an example of how to obtain a coefficient. 1... stimulable phosphor sheet 2.13... motor 3.
... Sheet transport means 4 ... Laser 6 ... Rotating polygon mirror 9 ... Stimulated luminescent light 1t ... Concentrator 11 ... Photo multiplier 1B ... Amplifier 17 ... A/ D converter 18...Memory 19...Arithmetic unit 2
0... Image display means 21... Low pass filter 22... Bypass filter 23... High frequency emphasis processing section 24... Low pass filter 25... Binarization processing section 26... Smoothing processing section 27...Processing section 28...Random noise addition section Fig. 1 Fig. 2 Fig. 3
Claims (1)
像を表わす情報を担持する多数の初期画像データを得、
この初期画像データに前記放射線画像の粒状雑音を低減
するように平滑化処理を施して平滑化画像データを得た
後、この平滑化画像データに不規則性雑音を付加するこ
とを特徴とする放射線画像の粒状雑音低減方法。(1) reading a recorded radiation image to obtain a large number of initial image data carrying information representing this radiation image;
The radiation radiation method is characterized in that after smoothing the initial image data to obtain smoothed image data by performing a smoothing process to reduce granular noise in the radiation image, irregularity noise is added to the smoothed image data. Image grain noise reduction method.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP63064917A JPH01237887A (en) | 1988-03-18 | 1988-03-18 | Method for reducing granular noise in radiograph |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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JP63064917A JPH01237887A (en) | 1988-03-18 | 1988-03-18 | Method for reducing granular noise in radiograph |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH01237887A true JPH01237887A (en) | 1989-09-22 |
Family
ID=13271878
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
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JP63064917A Pending JPH01237887A (en) | 1988-03-18 | 1988-03-18 | Method for reducing granular noise in radiograph |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH01237887A (en) |
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0604759A1 (en) * | 1992-12-28 | 1994-07-06 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method of and apparatus for processing digital image data |
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WO2021079723A1 (en) * | 2019-10-21 | 2021-04-29 | ソニー株式会社 | Image processing device, image processing method, and endoscope system |
-
1988
- 1988-03-18 JP JP63064917A patent/JPH01237887A/en active Pending
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