JPH04156688A - Output method and device for radiation image - Google Patents

Abstract

PURPOSE:To reproduce and output an image as a visible image by using a specific equation, and performing processing to find processed image data in accordance with a picture element by changing a prescribed picture element sequentially. CONSTITUTION:Graph 51 shows the spatial frequency spectrum of a phyma emphasis image, and graph 52 shows the spatial frequency of a blurring mask image supported by blurring mask data SUS. When the data Sus is found, an arithmetic operation is repeated by changing the prescribed picture element sequentially by equation I, and the processed data Sproc can be obtained extending over the whole plane of the image. Where, Sorg is initial image data in accordance with the prescribed picture element, and (beta) is a prescribed function, and F is Sem-Sus. Sem is abnormal shading emphasis image data. Since the processed data can be reproduced and outputted based on the data Sproc, a phyma can be automatically obtained as the visible image.

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は、放射線画像を表わす画像データに基づいて該
放射線画像を可視画像として再生出力する画像出力方法
および装置に関するものである。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION (Field of Industrial Application) The present invention relates to an image output method and apparatus for reproducing and outputting a radiation image as a visible image based on image data representing the radiation image.

（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
記録することが種々の分野で行われている。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、粒状性等の画質性
能の良好な再生画像を得ることの出来るシステムが開発
されている（特公昭ｆｉｌ−５１９３号公報参照）。(Prior Art) It is practiced in various fields to obtain image data by reading a recorded radiation image, perform appropriate image processing on this image data, and then reproduce and record the image. for example,
X-ray images are recorded using an X-ray film with a low gamma value designed to be compatible with subsequent image processing, and the X-ray images are read from the film on which they are recorded and converted into electrical signals. , a system has been developed that can obtain reproduced images with good image quality performance such as contrast sharpness and graininess by performing image processing on this electrical signal (image data) and then reproducing it as a visible image in a photocopy etc. (See Japanese Patent Publication No. Shofil-5193).

また本出願人により、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た光量の輝尽発光光を
放射する蓄積性蛍光体（輝尽性蛍光体）を利用して、人
体等の被写体の放射線画像を一部シート状の蓄積性蛍光
体に撮影記録し、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
ータに基づいて被写体の放射線画像を写真感光材料等の
記録材料、ＣＲＴ等に可視像として出力させる放射線記
録再生システムがすでに提案されている（特開昭５５−
１２４２９号、同５Ｂ−１１３９５号、同５５−０１６
３４７２号、同５Ｂ−１６４６４５号、同５５−１１８
３４０号等）。The applicant has also discovered that when radiation (X-rays, α-rays, β-rays, γ-rays, electron beams, ultraviolet rays, etc.) is irradiated, part of this radiation energy is accumulated, and when excitation light such as visible light is irradiated, the energy is accumulated. Using a stimulable phosphor (stimulable phosphor) that emits stimulable luminescence light in an amount corresponding to the energy emitted, radiographic images of objects such as the human body are partially captured on a sheet of stimulable phosphor. The stimulable phosphor sheet is scanned with excitation light such as a laser beam to generate stimulated luminescent light, the resulting stimulated luminescent light is read photoelectrically to obtain image data, and based on this image data. A radiation recording and reproducing system has already been proposed in which a radiation image of a subject is output as a visible image to a recording material such as a photographic light-sensitive material, a CRT, etc.
No. 12429, No. 5B-11395, No. 55-016
No. 3472, No. 5B-164645, No. 55-118
340 etc.).

このシステムは、従来の銀塩写真を用いる放射線写真シ
ステムと比較して極めて広い放射線露光域にわたって画
像を記録し得るという実用的な利点を有している。すな
わち、放射線露光量に対する、蓄積後に励起によって発
光する輝尽発光光の光量が極めて広い範囲に渡って比例
することが認められており、従って種々の撮影条件によ
り放射線露光量がかなり大幅に変動しても、蓄積性蛍光
体シートより放射される輝尽発光光を読取りゲインを適
当な値に設定して光電変換手段により読み取って電気信
号（画像データ）に変換し、この画像データを用いて写
真感光材料、ＣＲＴ等の表示装置に放射線画像を可視像
として出力することによって、放射線露光量の変動に影
響されない放射線画像を得ることができる。This system has the practical advantage of being able to record images over a much wider range of radiation exposures than conventional radiographic systems using silver halide photography. In other words, it is recognized that the amount of stimulated luminescence light emitted by excitation after accumulation is proportional to the amount of radiation exposure over an extremely wide range, and therefore the amount of radiation exposure varies considerably depending on various imaging conditions. Even if the stimulable luminescent light is emitted from the stimulable phosphor sheet, the reading gain is set to an appropriate value, the photoelectric conversion means reads it and converts it into an electrical signal (image data), and this image data is used to create a photograph. By outputting a radiation image as a visible image to a display device such as a photosensitive material or a CRT, a radiation image that is not affected by fluctuations in radiation exposure can be obtained.

上記Ｘ線フィルムや蓄積性蛍光体シート等を用いたシス
テム、特に人体の医療診断用として構成されたシステム
において、近年、単に観察（診断）に適した良好な画質
性能を備えた再生画像を得ることに加えて、画像のパタ
ーン認識が行なわれてきている（たとえば特開昭６２−
１２５４８１号公報、特願平１−１８２９０９号参照）
。In recent years, systems using the above-mentioned X-ray films, stimulable phosphor sheets, etc., especially systems configured for medical diagnosis of the human body, have been used to obtain reproduced images with good image quality suitable for simple observation (diagnosis). In addition, image pattern recognition has been carried out (for example, in Japanese Patent Application Laid-Open No. 1983-1999).
(See Publication No. 125481, Japanese Patent Application No. 1-182909)
.

ここで画像のパターン認識とは、画像データに種々の処
理を施すことにより、複雑な放射線画像から目的とする
パターンを抽出する操作をいい、たとえば人体の胸部Ｘ
線画像、***Ｘ線画像のような種々の線状１円形状のパ
ターンの入り混じった非常に複雑な画像から、たとえば
腫瘤に対応する略円形の陰影（腫瘤形）や石灰化した部
分に対応する略円形の陰影（石灰化形）を抽出する操作
等をいう。Here, image pattern recognition refers to the operation of extracting a target pattern from a complex radiographic image by performing various processes on image data.
For example, it can detect approximately circular shadows (mast-shaped) corresponding to masses and calcified areas from extremely complex images that are a mixture of various linear and circular patterns, such as line images and mammography X-ray images. This refers to the operation of extracting approximately circular shadows (calcified shapes).

このように複雑な放射線画像（たとえば人体の胸部Ｘ線
画像または***Ｘ線画像等）において目的とするパター
ン（たとえば腫瘤形）を抽出し、その抽出したパターン
を明示した可視画像を再生表示することにより、観察者
の観察の補助（たとえば医師の診断の補助）を行なわせ
ることができる。Extracting a target pattern (for example, a tumor shape) from such a complex radiation image (for example, a chest X-ray image or mammary X-ray image of a human body), and reproducing and displaying a visible image clearly showing the extracted pattern. This allows the observer to assist in observation (for example, to assist in diagnosis by a doctor).

（発明が解決しようとする課題） 従来は、上記のようにして抽出されたパターンを、再生
画像上において例えば矢印や該パターンを囲むサークル
等で指示することにより該パターンを明示することが考
えられている。(Problem to be Solved by the Invention) Conventionally, it has been considered to clearly indicate the pattern extracted as described above by indicating it with an arrow or a circle surrounding the pattern on the reproduced image. ing.

しかし、人体の放射線画像等は一般に非常に複雑な画像
であり、したがって画像のパターン認識によって抽出さ
れたパターンが本来抽出することを意図した所望とする
パターン（例えば石灰化陰影や腫瘤影等正常な被写体の
放射線画像には存在しない異常陰影）以外のパターン（
例えば血管の密集した領域や画像上で骨が交差した領域
等）である場合もよく生ずることであり、したがって抽
出したパターンを再生画像上で一律に例えばサークルで
囲んだりするとその再生画像の観察に際しそのサークル
等が目について大変に煩わしく、シかも上記のように本
来抽出することを意図した例えば腫瘤影等以外の誤った
パターンが抽出されその誤ったパターンが例えばサーク
ルで囲まれることもよく生ずることであり、これらが相
まって抽出されたパターンを明示することがかえって観
察の邪魔になる場合があるという問題がある。However, radiological images of the human body are generally very complex images, and therefore the patterns extracted by image pattern recognition may be different from the desired patterns originally intended to be extracted (for example, normal calcification shadows, tumor shadows, etc.). Patterns other than (abnormal shadows that do not exist in the subject's radiological image)
For example, areas with dense blood vessels or areas where bones intersect on the image), this problem often occurs. Therefore, if the extracted pattern is uniformly surrounded by a circle on the reproduced image, it will be difficult to observe the reproduced image. The circles and the like are very annoying to the eye, and as mentioned above, it often happens that incorrect patterns other than those originally intended to be extracted, such as tumor shadows, are extracted and the incorrect patterns are surrounded by circles, for example. Therefore, there is a problem in that clearly indicating the extracted pattern may actually hinder observation.

本発明は、上記事情に鑑み、最終的なパターン認識は観
察者に委ねつつ、自動的に認識された異常陰影をさりげ
なく観察者に伝え、また誤ったパターンが自動抽出され
てしまった場合であっても大きな問題は生じない放射線
画像出力方法および該方法を実施するための装置を提供
することを目的とするものである。In view of the above circumstances, the present invention leaves the final pattern recognition to the observer, while casually informing the observer of automatically recognized abnormal shadows, and preventing errors in the event that an incorrect pattern is automatically extracted. It is an object of the present invention to provide a radiation image output method that does not cause any major problems even if there is a radiation image output method, and an apparatus for implementing the method.

（課題を解決するための手段） 上記目的を解決するための本発明の放射線画像出力方法
は、 被写体の放射線画像を表わす初期画像データに基づいて
、異常陰影強調フィルタを用いて前記放射線画像上を走
査することにより、該放射線画像に現われた異常陰影が
強調された異常陰影強調画像を表わす異常陰影強調画像
データを求め、前記放射線画像上の所定の画素に対応す
る前記初期画像データをＳｏｒｇｓ該所定の画素に対応
する前記異常陰影強調画像データをＳｅｗ、所定の定数
もしくは前記初期画像データを変数とした所定の関数を
β、前記異常陰影強調画像データを変数とした所定の関
数をＦとしたとき、式 ％式％（１） に従って前記所定の画素に対応する処理済画像データＳ
　ｐｒｏｃを求める処理を、前記所定の画素を順次変え
て行なうことにより、処理済画像全面に亘る前記処理済
画像データを求め、 該処理済画像データに基づいて前記処理済画像を可視画
像として再生出力することを特徴とするものである。(Means for Solving the Problems) A radiation image output method of the present invention for solving the above-mentioned object includes the following steps: Based on initial image data representing a radiation image of a subject, an abnormal shadow enhancement filter is used to output a radiation image on the radiation image. By scanning, abnormal shadow-enhanced image data representing an abnormal shadow-enhanced image in which abnormal shadows appearing in the radiographic image are emphasized is obtained, and the initial image data corresponding to a predetermined pixel on the radiographic image is scanned. When Sew is the abnormal shadow-enhanced image data corresponding to the pixel of , β is a predetermined function with a predetermined constant or the initial image data as a variable, and F is a predetermined function with the abnormal shadow-enhanced image data as a variable. , the processed image data S corresponding to the predetermined pixel according to the formula % formula % (1)
The process of obtaining proc is performed by sequentially changing the predetermined pixels to obtain the processed image data covering the entire processed image, and based on the processed image data, the processed image is reproduced and output as a visible image. It is characterized by:

ここで、「前記異常陰影強調画像データを変数とした所
定の関数」Ｆとしては特定の関数に限られるものではな
く、異常陰影をどのようにどの程度目立たせた可視画像
を再生出力しようとするかという本発明の実施者の意図
により任意に定めることができるものであるが、好まし
い態様の一つとして、前記異常陰影強調画像上の所定の
画素を取り巻く所定領域内の多数の画素のそれぞれに対
応する多数の前記異常陰影強調画像データを平均化する
ことにより得られた、前記所定の画素に対応するボケマ
スクデータをＳｕｓとしたとき、Ｆ　−Ｓ　ｅｔＩ−Ｓ
　ｕｓ　　　　・＝　−（２）を採用することができる
。Here, the "predetermined function using the abnormal shadow-enhanced image data as a variable" F is not limited to a specific function, and is intended to reproduce and output a visible image in which abnormal shadows are made more conspicuous. Although it can be arbitrarily determined according to the intention of the person implementing the present invention, in a preferred embodiment, each of a large number of pixels in a predetermined region surrounding a predetermined pixel on the abnormal shadow-enhanced image is When the blur mask data corresponding to the predetermined pixel obtained by averaging a large number of corresponding abnormal shadow-enhanced image data is defined as Sus, F -S etI-S
us ・= −(2) can be adopted.

また該関数Ｆの他の好ましい態様の一つとして、Ｆ　−
Ｓ　ｅｍ　　　　　　　・・・・・・（３）を採用して
もよい。Further, as one of other preferable embodiments of the function F, F −
S em ...(3) may be adopted.

また本発明の放射線画像出力装置は、 被写体の放射線画像を表わす初期画像データが入力され
、該初期画像データに基づいて、異常陰影強調フィルタ
を用いて前記放射線画像上を走査することにより、該放
射線画像に現われた異常陰影が強調された異常陰影強調
画像を表わす異常陰影強調画像を求める異常陰影強調手
段と、前記放射線画像上の所定の画素に対応する前記初
期画像データをＳｏｒｇｓ該所定の画素に対応する前記
異常陰影強調画像データを５ｅｔ１１、所定の定数もし
くは前記初期画像データを変数とした所定の関数をβ、
前記異常陰影強調画像データを変数とした所定の関数を
Ｆとしたとき、式 ８式％（１） に従って前記所定の画素に対応する処理済画像データＳ
　ｐｒｏｃを求める処理を、前記所定の画素を順次変え
て行なうことにより、処理済画像全面に亘る前記処理済
画像データを求める画像処理手段と、該画像処理手段で
求められた前記処理済画像データに基づいて、前記処理
済画像を可視画像として再生出力する出力手段とを備え
たことを特徴とするものである。Further, the radiation image output device of the present invention receives initial image data representing a radiation image of a subject, and scans the radiation image using an abnormal shadow enhancement filter based on the initial image data. abnormal shadow enhancement means for obtaining an abnormal shadow enhanced image representing an abnormal shadow enhanced image in which abnormal shadows appearing in the image are emphasized; The corresponding abnormal shadow-enhanced image data is 5et11, a predetermined constant or a predetermined function with the initial image data as a variable is β,
When a predetermined function with the abnormal shadow-enhanced image data as a variable is F, processed image data S corresponding to the predetermined pixel according to Equation 8 % (1)
An image processing means for obtaining the processed image data over the entire processed image by performing a process for obtaining the proc by sequentially changing the predetermined pixels; and output means for reproducing and outputting the processed image as a visible image based on the image data.

ここで上記「出力手段」は、可視画像を表示する例えば
ＣＲＴデイスプレィ装置等であってもよ（、可視画像を
ハードコピーとして出力する例えばレーザプリンタ等で
あってもよい。Here, the "output means" may be, for example, a CRT display device that displays a visible image (or may be, for example, a laser printer that outputs a visible image as a hard copy).

（作　　用） 上記（１）式は、処理済画像（処理済画像データＳ　ｐ
ｒｏｅなるものは、もとの放射線画像（初期画像データ
Ｓｏｒｇ）に、所定の関数Ｆで変調されかっ３倍された
異常陰影強調画像（異常陰影強調画像データ５ｅａ）を
足し合わせた画像であることを意味している。(Function) Equation (1) above is based on the processed image (processed image data Sp
roe is an image obtained by adding an abnormal shadow-enhanced image (abnormal shadow-enhanced image data 5ea) that has been modulated by a predetermined function F and multiplied by 3 to the original radiation image (initial image data Sorg). It means.

本発明の放射線画像出力方法および装置は、上記（１）
式に基づいて処理済画像（処理済画像データＳ　ｐｒｏ
ｅ）を求め、該処理済画像を可視画像として再生出力す
るようにしたため、（１）式の関数Ｆ。The radiographic image output method and apparatus of the present invention include the above (1)
Processed image (processed image data S pro
e) is calculated and the processed image is reproduced and output as a visible image, so the function F of equation (1).

定数（関数）βとして適切な関数形や数値を設定して自
動抽出された異常陰影が可視画像上で目につきやすくな
るように処理することにより、可視画像の観察の妨げと
ならずに自動抽出された異常陰影の存在やその位置を観
察者に知らせることができる。また、もし誤ったパター
ンが異常陰影として抽出された場合であっても、目につ
きやすく処理されているだけであるため、それほど観察
の妨げとなることはなく、また異常陰影が誤って抽出さ
れなかった場合であっても特に目につきやすく処理され
ないだけであってその抽出されなかった異常陰影の情報
が失われるわけではなく、観察者の観察に委ねられるこ
ととなり、この場合も特に大きな問題は生じない。By setting an appropriate function form or numerical value as the constant (function) β and processing the automatically extracted abnormal shadow so that it becomes more noticeable on the visible image, it can be automatically extracted without interfering with the observation of the visible image. It is possible to inform the observer of the presence and location of abnormal shadows. In addition, even if an incorrect pattern is extracted as an abnormal shadow, it is processed to make it more noticeable, so it will not interfere with observation, and the abnormal shadow will not be extracted by mistake. Even in cases where abnormal shadows are particularly noticeable, they are simply not processed, and the information about the unextracted abnormal shadows is not lost, but is left to the observation of the observer, and this also poses a particularly big problem. do not have.

ここで上記所定の関数Ｆとして上記（２）式を採用する
と、放射線画像内に存在する線状１円形状の種々のパタ
ーンのうち異常陰影として抽出されたパターンのみが選
択的に周波数強調処理されることとなり、これにより抽
出された異常陰影を目につきやすくすることができる。Here, if the above-mentioned formula (2) is adopted as the above-mentioned predetermined function F, only the patterns extracted as abnormal shadows among the various linear circular patterns existing in the radiographic image are selectively frequency-enhanced. This makes it possible to make the extracted abnormal shadow more noticeable.

また上記所定の関数Ｆとして上記（３）式を採用すると
、抽出された異常陰影を全体として白っぽくもしくは黒
っぽく表示することができ、これによりこの抽出された
異常陰影を目立たせることができる。Further, when the above-mentioned formula (3) is adopted as the above-mentioned predetermined function F, the extracted abnormal shadow can be displayed whitish or blackish as a whole, thereby making the extracted abnormal shadow stand out.

ここで上記βは定数であってもよいが、初期画像データ
Ｓｏｒｇを変数とした関数とすると、抽出された異常陰
影が可視画像中の白っぽい（濃度が低い、もしくは輝度
が高い）領域に存在する場合と可視画像中の黒っぽい（
濃度が高い、もしくは輝度が低い）領域に存在する場合
とでその目立たせ方の度合いを変化させることができ、
可視画像上の異常陰影の目立たせ方をより細かくコント
ロールすることができることとなる。Here, the above β may be a constant, but if it is a function with the initial image data Sorg as a variable, the extracted abnormal shadow exists in a whitish (low density or high brightness) area in the visible image. If there is a blackish color in the visible image (
The degree of conspicuousness can be changed depending on whether it exists in an area (high density or low brightness),
This makes it possible to more precisely control how to make abnormal shadows stand out on visible images.

（実　施　例） 以下、本発明の実施例について、図面を参照して説明す
る。尚、ここでは前述した蓄積性蛍光体シートを用い、
人体の胸部内に典型的には略球形として生じる腫瘤の陰
影を強調する例について説明する。この腫瘤形は典型的
には可視画像上では周囲と比べ白っぽい（濃度が低い）
略円形パターンとして現われる。(Example) Hereinafter, an example of the present invention will be described with reference to the drawings. Here, the above-mentioned stimulable phosphor sheet was used,
An example of emphasizing the shadow of a tumor that typically occurs in a roughly spherical shape within the chest of a human body will be described. This tumor shape is typically whitish (low density) compared to the surrounding area on visible images.
Appears as a roughly circular pattern.

第５図は、Ｘ線撮影装置の一例の概略図である。FIG. 5 is a schematic diagram of an example of an X-ray imaging apparatus.

このＸ線撮影装置１０のＸ線源１１からＸ線１２が人体
１３の胸部１３ａに向けて照射され、人体１３を透過し
たＸ線１２ａが蓄積性蛍光体シート１４に照射されるこ
とにより、人体の胸部ｔＳａの透過Ｘ線画像がシート１
４にそれぞれ蓄積記録される。X-rays 12 are irradiated from the X-ray source 11 of this X-ray imaging device 10 toward the chest 13a of the human body 13, and the X-rays 12a that have passed through the human body 13 are irradiated onto the stimulable phosphor sheet 14, thereby Transmission X-ray image of chest tSa is sheet 1
4 are respectively accumulated and recorded.

第６図は、Ｘ線画像読取装置とコンピュータシステムの
一例を表わした斜視図である。FIG. 6 is a perspective view showing an example of an X-ray image reading device and a computer system.

第５図に示すＸ線撮影装置１０で撮影が行なわれた後、
蓄積性蛍光体シート１４がＸ線画像読取装置２０の所定
位置にセットされる。After imaging is performed with the X-ray imaging device 10 shown in FIG.
The stimulable phosphor sheet 14 is set at a predetermined position in the X-ray image reading device 20 .

所定位置にセットされた蓄積性蛍光体シート１４は、モ
ータ２１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２２により、矢印Ｙ方向に搬送（副走査）され
る。一方、レーザー光源２３から発せられた光ビーム２
４はモータ２５により駆動され矢印方向に高速回転する
回転多面鏡２６によって反射偏向され、ｆθレンズ等の
集束レンズ２７を通過した後、ミラー２８により光路を
変えて前記シート１４に入射し副走査の方向（矢印Ｙ方
向）と略垂直な矢印Ｘ方向に主走査する。シート１４の
励起光２４が照射された箇所からは、蓄積記録されてい
るＸ線画像情報に応じた光量の輝尽発光光２９が発散さ
れ、この輝尽発光光２９は光ガイド３０によって導かれ
、フォトマルチプライヤ（光電子増倍管）３１によって
光電的に検出される。上記光ガイド３０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３０ａがシート１４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射出端面３０
ｂにフォトマルチプライヤ３１の受光面が結合されてい
る。入射端面３０ａから光ガイド３０内に入射した輝尽
発光光２９は、該光ガイド３０の内部を全反射を繰り返
して進み、射出端面３０ｂから射出してフォトマルチプ
ライヤ３１に受光され、Ｘ線画像を表わす輝尽発光光２
９がフォトマルチプライヤ３１によって電気信号に変換
される。The stimulable phosphor sheet 14 set at a predetermined position is transported (sub-scanned) in the direction of arrow Y by a sheet transport means 22 such as an endless belt driven by a motor 21. On the other hand, the light beam 2 emitted from the laser light source 23
4 is reflected and deflected by a rotating polygon mirror 26 which is driven by a motor 25 and rotates at high speed in the direction of the arrow, and after passing through a focusing lens 27 such as an fθ lens, the optical path is changed by a mirror 28 and enters the sheet 14 for sub-scanning. Main scanning is performed in the direction of arrow X, which is substantially perpendicular to the direction (direction of arrow Y). Stimulated luminescence light 29 is emitted from the part of the sheet 14 that is irradiated with the excitation light 24, and the amount of stimulated luminescence light 29 corresponds to the stored and recorded X-ray image information, and this stimulated luminescence light 29 is guided by the light guide 30. , are photoelectrically detected by a photomultiplier (photomultiplier tube) 31. The light guide 30 is made by molding a light-guiding material such as an acrylic plate, and is disposed so that the linear incident end surface 30a extends along the main scanning line on the sheet 14, and is annular. Injection end face 30 formed in
The light receiving surface of the photomultiplier 31 is coupled to b. The stimulated luminescent light 29 that enters the light guide 30 from the entrance end surface 30a travels through the interior of the light guide 30 through repeated total reflection, exits from the exit end surface 30b, and is received by the photomultiplier 31, forming an X-ray image. Stimulated luminescent light 2 representing
9 is converted into an electrical signal by the photomultiplier 31.

フォトマルチプライヤ３１から出力されたアナログ出力
信号ＳＯは対数増幅器３２で対数的に増幅され、Ａ／Ｄ
変換器３３でディジタル化され、電気信号としての初期
画像データＳ１が得られる。The analog output signal SO output from the photomultiplier 31 is logarithmically amplified by the logarithmic amplifier 32, and the A/D
The data is digitized by a converter 33, and initial image data S1 as an electrical signal is obtained.

得られた初期画像データＳ１は、コンピュータシステム
４０に入力される。このコンピュータシス、テム４０は
、本発明の放射線画像出力装置の一例を内包する構成を
有するものであり、ＣＰＵおよび内部メモリが内蔵され
た本体部４１．補助メモリとしてのフロッピィディスク
が挿入されドライブされるドライブ部４２．オペレータ
がこのコンピュータシステム４０に必要な指示等を入力
するだめのキーボード４３および必要な情報を表示する
ためのＣＲＴデイスプレィ４４から構成されている。The obtained initial image data S1 is input to the computer system 40. This computer system 40 has a configuration that includes an example of the radiation image output device of the present invention, and includes a main body section 41. A drive section 42 into which a floppy disk as auxiliary memory is inserted and driven. It is comprised of a keyboard 43 through which an operator inputs necessary instructions to the computer system 40, and a CRT display 44 through which necessary information is displayed.

上記のようにして初期画像データＳ１がコンピュータシ
ステム４０内に入力されると、該コンピュータシステム
４０内ではこの初期画像データＳ１に基づいて、Ｘ線画
像の各画素を所定の画素Ｐ。とじて該所定の画素Ｐ。が
腫瘤形（円形パターン）内の画素である場合に大きな値
が出力されるような実空間フィルタを用いて該Ｘ線画像
全面を走査することにより、該Ｘ線画像上の腫瘤形が強
調された腫瘤形強調画像が得られる。この腫瘤形強調画
像を表わす画像データをここでは腫瘤形強調画像データ
と呼ぶこととする。When the initial image data S1 is input into the computer system 40 as described above, each pixel of the X-ray image is assigned to a predetermined pixel P within the computer system 40 based on the initial image data S1. The predetermined pixel P. The mass shape on the X-ray image is emphasized by scanning the entire surface of the X-ray image using a real space filter that outputs a large value when the pixel is within the mass shape (circular pattern). A tumor shape-enhanced image is obtained. The image data representing this tumor shape enhanced image will be referred to herein as tumor shape enhanced image data.

第１図は、上記腫瘤形を抽出するための実空間フィルタ
の一例を説明するために、Ｘ線画像上の所定の画素Ｐａ
を中心に該画像上に仮想的に描いた図である。該所定の
画素Ｐ。が上記腫瘤影内の画素であるか否かが判定され
る。ここに示すようなフィルタを用いてＸ線画像上を走
査することにより、Ｘ線画像上の腫瘤形が強調された腫
瘤形強調画像を表わす腫瘤形強調画像データが得られる
。FIG. 1 shows a predetermined pixel Pa on an X-ray image in order to explain an example of a real space filter for extracting the tumor shape.
It is a diagram virtually drawn on the image with . The predetermined pixel P. It is determined whether or not the pixel is within the tumor shadow. By scanning an X-ray image using a filter such as the one shown here, tumor shape-enhanced image data representing a tumor shape-enhanced image in which the tumor shape on the X-ray image is emphasized can be obtained.

第１図に示すように、Ｘ線画像内の所定の画素Ｐｏから
該Ｘ線画像の周囲に延びる複数（ここでは８本）の線分
り、　　（１−１，２，・・・、３）を想定し、さらに
所定の画素Ｐ。を中心とした半径ｒの円Ｒを想定する。As shown in FIG. 1, a plurality of (eight lines in this case) line segments extending from a predetermined pixel Po in the X-ray image to the periphery of the X-ray image, (1-1, 2,..., 3) Assuming that, furthermore, a predetermined pixel P. Assume a circle R with radius r centered at .

また所定の画素ＰＯを含む中心領域Ｑ　と、線分り、　
　（ｉ−１，２，・・・、３）のそれぞれと円Ｒとの交
点の各画素Ｐ　１（ｔ−ｂ２．・・・、３）を含む各周
辺領域Ｑ、を考える。尚、上記半径ｒ１中央領域Ｑ　　
各周辺領域Ｑ１の面積、および想定する０　。In addition, a central region Q including a predetermined pixel PO and a line segment,
Consider each peripheral region Q including each pixel P 1 (t-b2, . . . , 3) at the intersection of each of (i-1, 2, . . . , 3) and the circle R. Note that the radius r1 center region Q
The area of each peripheral region Q1 and the assumed 0.

周辺領域の数等は、Ｘ線画像に含まれるノイズ成分の割
合、対象とする円形パターンの大きさ、判定精度、演算
速度等を考慮して適切に定められる。The number of peripheral regions and the like are appropriately determined in consideration of the proportion of noise components included in the X-ray image, the size of the target circular pattern, determination accuracy, calculation speed, and the like.

また、ここでは、所定の画素Ｐｏから等距離ｒだけ離れ
た各画素Ｐ１を想定しているが、たとえば第１図のＸ方
向に長径をもつ楕円パターンと対象とする場合、画素Ｐ
Ｐ　　として画素Ｐ。から１゛５ 遠距離にある画素を選択する等、各画素Ｐ１毎に所定の
画素Ｐｏからの距離が異なっていてもよい。In addition, here, each pixel P1 is assumed to be equidistant r away from a predetermined pixel Po, but for example, if the object is an elliptical pattern having a long axis in the X direction in FIG.
P as pixel P. The distance from the predetermined pixel Po may be different for each pixel P1, such as selecting a pixel that is far away from 1.5.

上記のようにして想定した中央領域Ｑ。および各周辺領
域Ｑｉ内の多数の画素に対応する多数の画像信号の平均
値Ｑ。、　Ｑ、　　（ｉ＝１．２．・・・、３）か求め
られる。尚、ここでは簡単のため、各領域Ｑ。。The central area Q assumed as above. and an average value Q of a number of image signals corresponding to a number of pixels within each peripheral region Qi. , Q, (i=1.2...,3) can be found. Here, for the sake of simplicity, each area Q. .

Ｑ、　　（１−１，２，・・・、３）を指す記号と該各
領域内の画像信号の平均値を指す記号とで同一の番号を
用いている。The same number is used for the symbol indicating Q, (1-1, 2, . . . , 3) and the symbol indicating the average value of the image signal in each region.

次に中央領域の平均値Ｑ。と各周辺領域の平均値Ｑ、の
それぞれとの各差分Δ、（ｉ４，２．・・・、３）が Δ、−Ｑ１−Ｑ。−（４） として求められる。Next is the average value Q of the central area. Each difference Δ, (i4, 2, . . . , 3) between and the average value Q of each surrounding area is Δ, −Q1−Q. −(4)

ここでは、これらの差分Δ、　　（ｉ−１，２，・・・
、３）を代表する第一の特性値、およびこれらの差分Δ
１（ｉ−１，２，・・・、３）のばらつきを表わす第二
の特性値としてそれぞれこれらの差分Δ、の平均値Δ−
−Σ　Δ１　　。Here, these differences Δ, (i-1, 2,...
, 3), and their difference Δ
1 (i-1, 2, ..., 3), the average value Δ- of these differences Δ, respectively.
−ΣΔ1.

が採用され、これら平均値Δ１分散σ２が求められる。are adopted, and their average value Δ1 variance σ2 are determined.

次に、これら平均値Δ１分散σ２の比率Ｓ２が、Δ Ｓ２−　□　　　　　　・・・（５） 、２ として求められ、この比率Ｓ２が所定の画素Ｐ。Next, the ratio S2 of these average values Δ1 variance σ2 is Δ S2-□　　　　　...(5) ,2 This ratio S2 is the predetermined pixel P.

に対応する腫瘤形強調画像データＳ２とされる。The tumor shape-enhanced image data S2 corresponds to the tumor shape.

この所定の画素Ｐ。を順次変更しながら上記演算を繰り
返すことにより、腫瘤形強調画像全面に対応する腫瘤形
強調画像データが得られる。This predetermined pixel P. By repeating the above calculation while sequentially changing , tumor shape enhanced image data corresponding to the entire mass shape enhanced image can be obtained.

第２図は、腫瘤形強調画像を得るための他の空間フィル
タを説明するために、Ｘ線画像上の所定の画素Ｐａを中
心に該画像上に仮想的に描いた図である。FIG. 2 is a diagram virtually drawn on an X-ray image centered on a predetermined pixel Pa in order to explain another spatial filter for obtaining a tumor shape-enhanced image.

第２図に示すように、Ｘ線画像内の所定の画素Ｐｏから
該Ｘ線画像の周囲に延びる複数（ここでは８本）の線分
り、　　（１−１，２，・・・、３）を想定し、さらに
所定の画素Ｐ。を中心とした、それぞれ半径ｒｔ　、ｒ
２．ｒａの３つの円Ｒｊ（ｊ　−１，２，３）を想定す
る。所定の画素Ｐ。を含む中央領域をＱｏとし、各線分
Ｌ１と各日Ｒｊとの各交点に位置する各画素Ｐ　（第２
図にはＰｌｌ”　１□”１３’ｊ Ｐ５１”５２”５３について記号を示しである。）を含
む各周辺領域をＱｌｊ（ｉ−１，２，・・・＋８；ｊ−
１゜２．３）（ただし第２図には、明示的にはＱ。およ
びＱｌｌ・　Ｑ１２・　Ｑ１３・Ｑ５１・　Ｑ５２・　
Ｑ５３′）み示しである。）とする。As shown in FIG. 2, a plurality of (eight lines in this case) line segments extending from a predetermined pixel Po in the X-ray image to the periphery of the X-ray image, (1-1, 2,..., 3) Assuming that, furthermore, a predetermined pixel P. with radii rt and r centered on , respectively
2. Assume three circles Rj (j −1, 2, 3) of ra. Predetermined pixel P. Let Qo be the central area including the pixel P (second
The figure shows symbols for Pll"1"13'j P51"52"53. ) is defined as Qlj(i-1, 2,...+8;j-
1゜2.3) (However, in Figure 2, Q. and Qll・Q12・Q13・Q51・Q52・
Q53') This is an indication. ).

この各領域Ｑ　およびＱｌｊ（１−１，２，・・・、８
；ｊ−１，２，ｌ　）毎に、該各領域Ｑ。、Ｑ１ｊ内の
多数の各画素に対応する多数の各画像信号の平均値Ｑ。Each of these regions Q and Qlj (1-1, 2,..., 8
;j-1,2,l), each region Q. , Q1j, the average value Q of each of the many image signals corresponding to each of the many pixels in Q1j.

。 Ｑ、ｊ（１−１，２，・・・、ｓ　；　ｊ−１，２，３
）が求められる。. Q, j(1-1,2,...,s; j-1,2,3
) is required.

尚、ここでも簡単のため、各領域Ｑ。、Ｑ　ＩＪ　（ｉ
−１，２，・・・、８　；　ｊ−１，２，３）を指す記
号と該各領域内の画像信号の平均値を指す記号とで同一
の記号を用いている。Here again, for the sake of simplicity, each area Q. , Q IJ (i
-1, 2, . . . , 8; j-1, 2, 3) and the symbol indicating the average value of the image signal in each region are the same.

次に中央領域の平均値Ｑ。と各周辺領域の平均値Ｑ　、
のそれぞれとの各差分ΔＩｊ　（］　−１，２，・・・
、８；ＩＪ ｊ　−１，２，３）が Δ１ｊ−Ｑ、−Ｑｏ　　　−（６） として求められ、さらに各線分Ｌ１毎に、差分Δ１ｊの
最大値Δ１が求められる。Next is the average value Q of the central area. and the average value Q of each surrounding area,
Each difference ΔIj (] −1, 2,...
.

次に、最大値Δ、（１−１〜３）を代表する第一の特性
値Ｕと最大値Δｔ（１＝１〜３）のばらつきを表わす第
二の特性値Ｖとが求められる。このために、まず以下の
演算式に従って各特性値Ｕ１〜Ｕ４．Ｖ１〜■４が求め
られる。Next, a first characteristic value U representing the maximum value Δ, (1-1 to 3) and a second characteristic value V representing the variation in the maximum value Δt (1=1 to 3) are determined. For this purpose, each characteristic value U1 to U4 is first calculated according to the following calculation formula. V1 to ■4 are required.

Ｕ　　−（Δ１＋Δ２＋Δ５＋Δ６）／４　・・・（７
）■ Ｕ　　−（Δ２＋Δ３＋Δ６＋Δ７）／４　・・・（３
）Ｕ　　−（Δ３＋Δ４＋Δ７＋Δ３）／４　・・・（
９）Ｕ　　−（Δ４＋Δ５＋Δ８＋Δ１）／４　・・・
（ｌＯ）Ｖｌ−Ｕ、／Ｕ３　　　　　　　　　　　−（
１１）Ｖ２−Ｕ２／Ｕ４　　　　　　　　　・・・（１
２）Ｖ３＝＝Ｕ３／Ｕ１　　　　　　　　　・・・（１
３）Ｖ４−Ｕ４／Ｕ２　　　　　　　　　　・・・（１
４）ここで、たとえば（７）式に従って特性値Ｕ１を求
める場合について説明すると、隣接する２つの領域（Δ
　とΔ　、またはΔ５とΔ６）について加算することは
平滑化を意味し、画素Ｐ。を挾んだ互いに反対側の領域
（Δ１＋Δ２とΔ５＋Δ６）について加算することはた
とえば濃度勾配のある領域に腫瘤形があってもその腫瘤
形を検出することができるようにするためである。U - (Δ1+Δ2+Δ5+Δ6)/4...(7
)■ U - (Δ2+Δ3+Δ6+Δ7)/4...(3
)U - (Δ3+Δ4+Δ7+Δ3)/4...(
9) U - (Δ4+Δ5+Δ8+Δ1)/4...
(lO)Vl-U, /U3-(
11) V2-U2/U4...(1
2) V3==U3/U1...(1
3) V4-U4/U2...(1
4) Here, for example, to explain the case where characteristic value U1 is calculated according to equation (7), two adjacent regions (Δ
and Δ, or Δ5 and Δ6) means smoothing, pixel P. The purpose of adding up the regions (Δ1 + Δ2 and Δ5 + Δ6) on opposite sides of each other is to enable the tumor shape to be detected, for example, even if it exists in an area with a concentration gradient.

また、たとえば（１１）式に従って特性値ｖ１を求める
場合について説明すると、特性値Ｕ１と特性値Ｕ３とは
互いに直交する方向について求めた特性値であり、した
がって第２図に示す腫瘤形７が円形であればＶ、−１，
０となり円形から外れる場合、即ち画素Ｐ。が肋骨形の
ように直線状の陰影内にある場合はＶｌは１．０から外
れることになる。Further, for example, to explain the case where the characteristic value v1 is determined according to equation (11), the characteristic value U1 and the characteristic value U3 are characteristic values determined in directions orthogonal to each other, and therefore the tumor shape 7 shown in FIG. 2 is circular. If V, -1,
0 and deviates from the circle, that is, pixel P. If Vl is within a linear shadow like a rib shape, Vl will deviate from 1.0.

上記差分の最大値Δ、（ｉ＝１〜３）を代表すす る第一の特性値Ｕとして、Ｕ１〜Ｕ４の最大値Ｕ−ＭＡ
Ｘ　　（Ｕｌ、Ｕ２．Ｕ３．Ｕ４）　・・・（１５）が
採用され、上記差分の最大値Δ、（ｉ−１〜３）のばら
つきを表わす第二の特性値Ｖとして、■１〜Ｖ４の最大
値 Ｖ−ＭＡＸ　　（Ｖｌ、Ｖ、、Ｖ３．Ｖ４）　　・・・
（１Ｂ）が採用される。このようにして第一および第二
の特性値Ｕ、　Ｖが求められると、所定の画素Ｐ。に対
応する腫瘤形強調画像データＳ２として、これら第一お
よび第二の特性値の比率 Ｓ２−□　　　　　・・・（１７） ■ が採用される。The maximum value Δ of the above differences, the first characteristic value U representing (i=1 to 3), is the maximum value U-MA of U1 to U4.
X (Ul, U2.U3.U4) ... (15) is adopted, and the maximum value Δ of the above difference, the second characteristic value V representing the variation of (i-1 to 3) is set to ■1 to V4 Maximum value V-MAX (Vl, V,, V3.V4)...
(1B) is adopted. When the first and second characteristic values U and V are determined in this way, a predetermined pixel P is determined. The ratio S2-□ (17) (1) of these first and second characteristic values is adopted as the tumor shape-enhanced image data S2 corresponding to .

以上、例を示したように、第６図に示すコンピュータシ
ステム４０内では実空間フィルタを用いてＸ線画像上を
走査することにより、腫瘤形が強調された腫瘤形強調画
像（腫瘤形強調画像データ）が求められる。As shown in the example above, in the computer system 40 shown in FIG. data) is required.

尚、上記各フィルタ例においては、第１図、第２図に示
すように８本の線分Ｌ１〜Ｌ８上の画素Ｐ　、　　（Ｐ
　１ｊ）を含む各周辺領域Ｑ、　　（Ｑｌｊ）に対応す
る画像信号の平均値Ｑ１　（Ｑｌｊ）を用いたが、この
線分は８本である必要はなく、たとえば１６本等であっ
てもよいことはもちろんである。また、第２図を用いて
説明したフィルタではｒｌ、ｒ２゜ｒ３の３つの距離に
ついて演算を行なったが、これについても３つの距離に
限るものでもなく、種々の大きさの腫瘤形をさらに精度
よく抽出するために、距離を「　からｒ３まで連続的に
変えて演算を行なってもよい。In each of the above filter examples, as shown in FIGS. 1 and 2, pixels P, (P
The average value Q1 (Qlj) of the image signal corresponding to each peripheral region Q, (Qlj) including Of course. In addition, in the filter explained using Fig. 2, calculations were performed for three distances rl, r2゜r3, but this is not limited to three distances, and tumor shapes of various sizes can be calculated with more precision. In order to extract well, the calculation may be performed by continuously changing the distance from " to r3.

また上記各フィルタは例示にすぎず、本発明では異常陰
影強調画像の求め方は特定のフィルタを用いるものに限
定されるものではなく、公知の種々のフィルタ等を採用
することができる。Further, each of the above-mentioned filters is merely an example, and in the present invention, the method of obtaining an abnormal shadow-enhanced image is not limited to using a specific filter, and various known filters can be employed.

上記のようにして腫瘤形強調画像（腫瘤形強調画像デー
タＳ２）が求められた後、本実施例ではこの腫瘤形強調
画像データＳ２に基づいてボケマスクデータＳｕｓが求
められる。After the tumor shape enhanced image (mast shape enhanced image data S2) is obtained as described above, in this embodiment, the blur mask data Sus is obtained based on this tumor shape enhanced image data S2.

第３図は、腫瘤形強調画像の各画素点を所定の画素Ｐ　
を中心に模式的に表わした図である。・印が腫瘤形強調
画像の各画素点を表わしている。FIG. 3 shows how each pixel point of the tumor shape-enhanced image is set to
FIG.・The marks represent each pixel point of the tumor shape-enhanced image.

所定の画素Ｐ　を取り巻くように設定された所定領域り
内の多数の画素のそれぞれに対応する腫瘤形強調画像デ
ータの平均値が求められ、この平均値が所定画素Ｐ　に
対応するボケマスクデータＳｕｓとされる。この平均値
を求める処理を、所定の画素Ｐ　を順次移動させなから
腫瘤形強調画像全面に亘って繰り返すことにより該画像
全面に対応するボケマスクデータが得られる。The average value of tumor-shaped enhanced image data corresponding to each of a large number of pixels within a predetermined area set to surround a predetermined pixel P is calculated, and this average value is used as blur mask data Sus corresponding to the predetermined pixel P. It is said that By repeating this process of calculating the average value over the entire mass-shaped enhanced image without sequentially moving predetermined pixels P 1 , blur mask data corresponding to the entire image can be obtained.

第４図は、腫瘤形強調画像、および腫瘤形強調画像デー
タを処理して求めた画像の空間周波数スペクトルを表わ
した図である。FIG. 4 is a diagram showing a spatial frequency spectrum of a tumor shape-enhanced image and an image obtained by processing the tumor shape-enhanced image data.

グラフ５１は腫瘤形強調画像の空間周波数スペクトルを
表わしており、グラフ５２はボケマスクデータＳｕｓが
担持するボケマスク画像の空間周波数スペクトルを表わ
している。A graph 51 represents the spatial frequency spectrum of the tumor shape enhanced image, and a graph 52 represents the spatial frequency spectrum of the blurred mask image carried by the blurred mask data Sus.

ここに示すようにボケマスク画像は腫瘤形強調画像の低
空間周波数成分が相対的に強調された画像である。As shown here, the blurred mask image is an image in which the low spatial frequency components of the tumor shape enhanced image are relatively emphasized.

このようにしてボケマスクデータＳｕｓが求められると
、所定の定数をβとして、各画素毎に式Ｓ　ｐｒｏｃ　
−Ｓ　１＋β・（Ｓ２−Ｓｕｓ）　　　・＝（１５）に
基づく演算が繰り返され、これにより画像全面に亘る処
理済画像データＳ　ｐｒｏｃが求められる。When the blur mask data Sus is obtained in this way, the formula S proc is calculated for each pixel, with a predetermined constant β
The calculation based on -S 1+β·(S2-Sus)·=(15) is repeated, thereby obtaining processed image data S proc covering the entire image.

この（１５）式中腫瘤形強調画像データＳ２からボケマ
スクデータＳｕｓを引いた５２−３ｕｓが表わす画像は
、第４図のグラフ５３に示すように腫瘤影強調画像中の
高周波成分が強調された画像である。The image represented by 52-3us obtained by subtracting the blur mask data Sus from the mass shape-enhanced image data S2 in equation (15) is obtained by emphasizing the high-frequency components in the mass shadow-enhanced image, as shown in graph 53 in FIG. It is an image.

したがって（１５）式に従って求めた処理済画像データ
Ｓ　ｐｒｏｃが表わす処理済画像はもとのＸ線画像（初
期画像データＳｌ）に高周波成分の強調された腫瘤形強
調画像（Ｓ　２−　Ｓ　ｕｓ）が８倍された加算された
画像となる。この処理済画像データ５ｐｒＯｅは第６図
に示すＣＲＴデイスプレィ４４に送られ、その表示画面
上に処理済画像が可視画像として再生表示され、観察に
供される。Therefore, the processed image represented by the processed image data S proc obtained according to equation (15) is a mass-shaped enhanced image (S 2- S us ) in which high-frequency components are enhanced in the original X-ray image (initial image data Sl). becomes an added image multiplied by 8. This processed image data 5prOe is sent to a CRT display 44 shown in FIG. 6, and the processed image is reproduced and displayed as a visible image on the display screen for observation.

この処理済画像はもとのＸ線画像上に腫瘤形の高周波成
分、即ち腫瘤形の辺縁が強調されて重畳された画像であ
り、この腫瘤形は観察者の目にとまりやす（、したがっ
てＸ線画像全体の観察の妨げとならずに上記のようにし
て自動的に認識された腫瘤形の存在を観察者に伝えるこ
とができることとなる。また、この自動的に認識された
腫瘤形が真の腫瘤形でなかったとしても、観察者の目に
とまりやすく処理されているだけであるため、観察に支
障を与えることはなく、また真の腫瘤形が自動的な認識
から洩れてしまった場合であってもとのＸ線画像の腫瘤
形の情報はそのままに表示されるため、上記自動的な認
識から洩れてしまった腫瘤形が存在する場合であっても
何ら大きな問題は生じない。このようにして腫瘤形の観
察は最終的に観察者に委ねられることとなる。This processed image is an image in which the high-frequency components of the mass shape, that is, the edges of the mass shape are emphasized and superimposed on the original X-ray image, and this mass shape is easily noticed by the observer (therefore, This allows the observer to be informed of the existence of the mass shape automatically recognized as described above without interfering with the observation of the entire X-ray image. Even if it was not a true tumor shape, it was simply processed to make it easier for the observer to notice, so it did not interfere with observation, and the true tumor shape was omitted from automatic recognition. Since the information on the tumor shape in the original X-ray image is displayed as is, even if there is a tumor shape that has been omitted from the above automatic recognition, no major problem will occur. In this way, observation of the tumor shape is ultimately left to the observer.

尚、上記実施例ではβは定数であるとしたが、例えば初
期画像データＳ１を変数とした関数としてもよい。この
ようにするともともと明暗のはっきりしている中間濃度
（輝度）領域ではあまり腫瘤形を強調せず明暗のはっき
りしない高濃度（低輝度）領域では腫瘤形の強調の度合
を強める等、よりきめの細かな操作が可能となる。Although β is a constant in the above embodiment, it may be a function using the initial image data S1 as a variable, for example. In this way, the shape of the tumor is not emphasized too much in the intermediate density (brightness) area where the contrast is originally clear, and the degree of emphasis of the tumor shape is strengthened in the high density (low brightness) area where the brightness and darkness are not clear. Allows for detailed operations.

また、処理済画像データｓ　ｐｒｏｃは、（１５）式に
基づいて求められるものに限られるものではない。Further, the processed image data s proc is not limited to that obtained based on equation (15).

例えば ５ｐｒｏｅ−９ｌ＋β−Ｓ　２　　　　−（１３）の式
に基づいて処理済画像データＳ　ｐｒｏｃを求めてもよ
い。腫瘤形はもとのＸ線画像中において同図よりも白っ
ぽい略円形のパターンとして現われるが、上記（１６）
式に従って求められた処理済画像データＳ　ｐｒｏｃが
現わす処理済画像ではこの白っぽい程度を強調して周囲
よりもさらに白っぽく表示することが可能となる。この
場合においても、βを初期画像データＳ１を変数とした
関数として、よりきめの細かな処理済画像を生成しても
よい。For example, the processed image data S proc may be calculated based on the formula 5proe-9l+β-S 2 -(13). The tumor shape appears as a whitish, approximately circular pattern in the original X-ray image, but as shown in (16) above.
In the processed image represented by the processed image data S proc obtained according to the formula, it is possible to emphasize this degree of whitishness and display it even more whitish than the surrounding area. Even in this case, a finer-grained processed image may be generated by using β as a function using the initial image data S1 as a variable.

また上記（１５）式、　（ｉｅ）式も例示に過ぎず、腫
瘤膨強調画像データＳ２を用いてもとのＸ線画像（初期
画像データＳｌ）上にどのように腫瘤形を重畳するかは
、設計思想や好み等により変更することができるもので
ある。Also, the above equations (15) and (ie) are just examples, and how to superimpose the tumor shape on the original X-ray image (initial image data Sl) using the tumor swelling-enhanced image data S2 is , which can be changed depending on design philosophy, preference, etc.

以上の実施例は、蓄積性蛍光体を用いて得られた人体の
胸部Ｘ線画像に典型的には円形として現われる腫瘤形を
強調する例であるが、本発明は腫瘤形の強調に限られる
ものではなく、また胸部Ｘ線画像に限られるものでもな
く***Ｘ線画像等にも適用することができ、さらに蓄積
性蛍光体を用いるシステムに限られるものでもなく、放
射線画像に現われた異常陰影を強調した画像を表示する
必要があるときに広く用い得るものである。The above embodiment is an example of emphasizing a tumor shape that typically appears as a circle in a chest X-ray image of a human body obtained using a stimulable phosphor, but the present invention is limited to emphasizing the tumor shape. The application is not limited to chest X-ray images, but can also be applied to mammary X-ray images, etc., and is not limited to systems using stimulable phosphors, and can be applied to abnormal shadows appearing in radiographic images. This can be widely used when it is necessary to display an image with emphasis on.

（発明の効果） 以上詳細に説明したように、本発明の放射線画像出力方
法および装置は、放射線画像に現われた異常陰影が強調
された異常陰影強調画像を表わす異常陰影強調画像を求
め、式、 Ｓ　ｐｒｏｃ＝　Ｓ　ｏｒｇ　十β−Ｆに従って処理済
画像全面に亘る処理済画像データＳ　ｐｒｏｃを求め、
該処理済画像データに基づいて前記処理済画像を可視画
像として再生出力するようにしたため、自動的に求めら
れた腫瘤形が強調された可視画像を得ることができ、最
終的なパターン認識は観察者に委ねつつ、自動的に認識
された腫瘤形をさりげなく観察者に伝え、観察の補助を
行なうことができる。また、上記自動的に認識された腫
瘤形をさりげなく観察者に伝えるだけであるから、腫瘤
形以外のパターンが腫瘤形として自動認識された場合、
もしくは真の腫瘤形が自動認識されなかった場合であっ
ても大きな問題は生じない。(Effects of the Invention) As described above in detail, the radiation image output method and apparatus of the present invention obtains an abnormal shadow-enhanced image representing an abnormal shadow-enhanced image in which abnormal shadows appearing in a radiation image are emphasized, and calculates the abnormal shadow-enhanced image using the formula: Obtain processed image data S proc over the entire processed image according to S proc= S org 1β-F,
Since the processed image is reproduced and output as a visible image based on the processed image data, it is possible to obtain a visible image in which the automatically determined tumor shape is emphasized, and the final pattern recognition is performed by observation. The automatically recognized tumor shape can be casually communicated to the observer to assist in observation. In addition, since the above-mentioned automatically recognized tumor shape is simply communicated to the observer, if a pattern other than the tumor shape is automatically recognized as a tumor shape,
Or even if the true tumor shape is not automatically recognized, no major problem will occur.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]

第１図は、腫瘤形を強調するための空間フィルタを説明
するために、Ｘ線画像上の所定の画素Ｐ　を中心に該画
像上に仮想的に描いた図、第２図は、円形の腫瘤形を強
調するための他の空間フィルタを説明するために、Ｘ線
画像上の所定の画素Ｐ　を中心に該画像上に仮想的に描
いた図、 第３図は、腫瘤形強調画像の各画素点を、所定の画素Ｐ
　を中心に模式的に表わした図、第４図は、腫瘤形強調
画像、および腫瘤形強調画像データを処理して求めた画
像の空間周波数スペクトルを表わした図、 第５図は、Ｘ線画像撮影装置の一例の概略図、第６図は
、Ｘ線画像読取装置の一例とコンピュータシステムの一
例を表わした斜視図である。 １０・・・Ｘ線撮影装置　　１４・・・蓄積性蛍光体シ
ート２０・・・Ｘ線画像読取装置 ２３・・・レーザ光源　　　２６・・・回転多面鏡２９
・・・輝尽発光光　　　３０・・・光ガイド３１・・・
フォトマルチプライヤ ４０・・・コンピュータシステム 第２図 ■ 第３図 第４図 第５図Fig. 1 is a diagram virtually drawn on an X-ray image centered on a predetermined pixel P in order to explain the spatial filter for emphasizing the tumor shape. In order to explain another spatial filter for emphasizing the tumor shape, FIG. Each pixel point is set to a predetermined pixel P
Figure 4 is a schematic representation of the mass shape-enhanced image and the spatial frequency spectrum of the image obtained by processing the mass shape-enhanced image data. Figure 5 is the X-ray image. FIG. 6, which is a schematic diagram of an example of an imaging device, is a perspective view showing an example of an X-ray image reading device and an example of a computer system. DESCRIPTION OF SYMBOLS 10... X-ray imaging device 14... Storable phosphor sheet 20... X-ray image reading device 23... Laser light source 26... Rotating polygon mirror 29
... Stimulated luminescence light 30 ... Light guide 31 ...
Photo multiplier 40... Computer system Fig. 2 ■ Fig. 3 Fig. 4 Fig. 5

Claims (4)

【特許請求の範囲】[Claims] （１）被写体の放射線画像を表わす初期画像データに基
づいて、異常陰影強調フィルタを用いて前記放射線画像
上を走査することにより、該放射線画像に現われた異常
陰影が強調された異常陰影強調画像を表わす異常陰影強
調画像データを求め、前記放射線画像上の所定の画素に
対応する前記初期画像データをＳｏｒｇ、該所定の画素
に対応する前記異常陰影強調画像データをＳｅｍ、所定
の定数もしくは前記初期画像データを変数とした所定の
関数をβ、前記異常陰影強調画像データを変数とした所
定の関数をＦとしたとき、式 Ｓｐｒｏｃ＝Ｓｏｒｇ＋β・Ｆ に従って前記所定の画素に対応する処理済画像データＳ
ｐｒｏｃを求める処理を、前記所定の画素を順次変えて
行なうことにより、処理済画像全面に亘る前記処理済画
像データを求め、 該処理済画像データに基づいて前記処理済画像を可視画
像として再生出力することを特徴とする放射線画像出力
方法。(1) Based on the initial image data representing the radiation image of the subject, by scanning the radiation image using an abnormal shadow enhancement filter, an abnormal shadow emphasis image is created in which abnormal shadows appearing in the radiation image are emphasized. Find the abnormal shadow-enhanced image data representing the radiographic image, set the initial image data corresponding to a predetermined pixel on the radiographic image as Sorg, set the abnormal shadow-enhanced image data corresponding to the predetermined pixel as Sem, set a predetermined constant or the initial image When β is a predetermined function with data as a variable, and F is a predetermined function with the abnormal shadow-enhanced image data as a variable, processed image data S corresponding to the predetermined pixel according to the formula Sproc=Sorg+β・F
The process of obtaining proc is performed by sequentially changing the predetermined pixels to obtain the processed image data covering the entire processed image, and based on the processed image data, the processed image is reproduced and output as a visible image. A radiation image output method characterized by: （２）前記異常陰影画像データを変数とした所定の関数
Ｆが、前記異常陰影強調画像上の所定の画素を取り巻く
所定領域内の多数の画素のそれぞれに対応する多数の前
記異常陰影強調画像データを平均化することにより得ら
れた、前記所定の画素に対応するボケマスクデータをＳ
ｕｓとしたとき、Ｆ＝Ｂｅｍ−Ｓｕｓ であることを特徴とする請求項１記載の放射線画像出力
方法。(2) A predetermined function F with the abnormal shadow image data as a variable corresponds to a large number of abnormal shadow enhanced image data corresponding to each of a large number of pixels in a predetermined area surrounding a predetermined pixel on the abnormal shadow enhanced image. The blur mask data corresponding to the predetermined pixel obtained by averaging the S
2. The radiation image output method according to claim 1, wherein when us, F=Bem-Sus. （３）前記異常陰影強調フィルタを変数とした所定の関
数Ｆが、 Ｆ＝Ｓｅｍ であることを特徴とする請求項１記載の放射線画像出力
方法。(3) The radiation image output method according to claim 1, wherein the predetermined function F with the abnormal shadow enhancement filter as a variable is F=Sem. （４）被写体の放射線画像を表わす初期画像データが入
力され、該初期画像データに基づいて、異常陰影強調フ
ィルタを用いて前記放射線画像上を走査することにより
、該放射線画像に現われた異常陰影が強調された異常陰
影強調画像を表わす異常陰影強調画像を求める異常陰影
強調手段と、 前記放射線画像上の所定の画素に対応する前記初期画像
データをＳｏｒｇ、該所定の画素に対応する前記異常陰
影強調画像データをＳｅｍ，所定の定数もしくは前記初
期画像データを変数とした所定の関数をβ、前記異常陰
影強調画像データを変数とした所定の関数をＦとしたと
き、式 Ｓｐｒｏｃ＝Ｓｏｒｇ＋β・Ｆ に従って前記所定の画素に対応する処理済画像データＳ
ｐｒｏｃを求める処理を、前記所定の画素を順次変えて
行なうことにより、処理済画像全面に亘る前記処理済画
像データを求める画像処理手段と、該画像処理手段で求
められた前記処理済画像データに基づいて、前記処理済
画像を可視画像として再生出力する出力手段とを備えた
ことを特徴とする放射線画像出力装置。(4) Initial image data representing a radiographic image of the subject is input, and based on the initial image data, the abnormal shadow appearing in the radiographic image is removed by scanning the radiographic image using an abnormal shadow enhancement filter. an abnormal shadow emphasis means for obtaining an abnormal shadow emphasis image representing an enhanced abnormal shadow emphasis image; When image data is Sem, a predetermined constant or a predetermined function using the initial image data as a variable is β, and a predetermined function using the abnormal shadow-enhanced image data as a variable is F, the above is calculated according to the formula Sproc=Sorg+β・F. Processed image data S corresponding to a predetermined pixel
An image processing means for obtaining the processed image data over the entire processed image by performing a process for obtaining the proc by sequentially changing the predetermined pixels; and output means for reproducing and outputting the processed image as a visible image.