JPH04156689A - 放射線画像処理方法および装置 - Google Patents
放射線画像処理方法および装置Info
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- JPH04156689A JPH04156689A JP2282806A JP28280690A JPH04156689A JP H04156689 A JPH04156689 A JP H04156689A JP 2282806 A JP2282806 A JP 2282806A JP 28280690 A JP28280690 A JP 28280690A JP H04156689 A JPH04156689 A JP H04156689A
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- G—PHYSICS
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- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T5/00—Image enhancement or restoration
- G06T5/73—Deblurring; Sharpening
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-
- G—PHYSICS
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- A61B6/48—Diagnostic techniques
- A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
(産業上の利用分野)
本発明は、放射線画像信号の周波数処理に関し、互いに
同様な空間周波数帯に存在する複数の組織の陰影のうち
、所望とする組織の陰影のみに周波数処理を施すことの
できる放射線画像処理方法および装置に関するものであ
る。
同様な空間周波数帯に存在する複数の組織の陰影のうち
、所望とする組織の陰影のみに周波数処理を施すことの
できる放射線画像処理方法および装置に関するものであ
る。
(従来の技術)
記録された放射線画像を読み取って画像信号を得、この
画像信号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(画像信号)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S、−5193号公報参照)。
画像信号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(画像信号)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S、−5193号公報参照)。
。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信号を得、この画像信
号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55−1
2429号、同5B−11395号。
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信号を得、この画像信
号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55−1
2429号、同5B−11395号。
同55−11340号、同5B−164645号、同5
5−118340号等)。
5−118340号等)。
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(画像信号)に変換し、この画像信号を用いて写真感
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。
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(画像信号)に変換し、この画像信号を用いて写真感
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。
(発明が解決しようとする課題)
上記のようにX線フィルムや蓄積性蛍光体シート等を用
いるシステムにおいて、特に人体等を被写体とする場合
は、該被写体に照射する放射線量をできるだけ低減させ
ることが望まれるが、一方撮影時に被写体に照射する放
射線量を低減させるほど放射線の量子雑音の影響により
画像の粒状性が劣化し、粗くざらついた印象の再生画像
となりてしまうという問題がある。
いるシステムにおいて、特に人体等を被写体とする場合
は、該被写体に照射する放射線量をできるだけ低減させ
ることが望まれるが、一方撮影時に被写体に照射する放
射線量を低減させるほど放射線の量子雑音の影響により
画像の粒状性が劣化し、粗くざらついた印象の再生画像
となりてしまうという問題がある。
この問題を解決するために、画像信号に基づいて、画像
の鮮鋭度等地の画質性能も考慮しつつ粒状性を改善する
方法が知られている(例えば、特開昭64−23671
3号公報、特開平1−108277号公報、特開平1−
2396S、号公報、特開平1−239882号公報等
参照)。この方法は、放射線画像の特定の空間周波数成
分を他の空間周波数成分と比べ相対的に強調するもので
あり、これにより全体として画質性能を向上させる方法
である。
の鮮鋭度等地の画質性能も考慮しつつ粒状性を改善する
方法が知られている(例えば、特開昭64−23671
3号公報、特開平1−108277号公報、特開平1−
2396S、号公報、特開平1−239882号公報等
参照)。この方法は、放射線画像の特定の空間周波数成
分を他の空間周波数成分と比べ相対的に強調するもので
あり、これにより全体として画質性能を向上させる方法
である。
しかし、複数の組織の陰影からなる一枚の放射線画像内
において、空間周波数帯域が重なっていても一方の組織
の陰影については周波数処理を施すことが好ましく、他
方の組織の陰影については周波数処理を施すことはかえ
って画質性能を低下させることになる場合がある。例え
ば、肋骨等の骨部組織と肺野、心臓等の軟部組織とから
構成された人体の胸部を被写体としたX線画像において
軟部組織の陰影を観察対象とする場合、軟部組織の陰影
も骨部組織の陰影もその陰影の持つ空間周波数帯域に重
なるところがあり、従って軟部組織の陰影の観察適正を
向上させるために周波数強調処理を行なうと骨部の陰影
についても周波数強調処理が施される結果となり、この
周波数強調処理の施された画像信号に基づいて可視画像
を再生出力すると、軟部組織の陰影のみを取り上げれば
観察適性は向上しているが、近傍にある骨部の陰影が目
立ち過ぎる結果となるという問題があった。
において、空間周波数帯域が重なっていても一方の組織
の陰影については周波数処理を施すことが好ましく、他
方の組織の陰影については周波数処理を施すことはかえ
って画質性能を低下させることになる場合がある。例え
ば、肋骨等の骨部組織と肺野、心臓等の軟部組織とから
構成された人体の胸部を被写体としたX線画像において
軟部組織の陰影を観察対象とする場合、軟部組織の陰影
も骨部組織の陰影もその陰影の持つ空間周波数帯域に重
なるところがあり、従って軟部組織の陰影の観察適正を
向上させるために周波数強調処理を行なうと骨部の陰影
についても周波数強調処理が施される結果となり、この
周波数強調処理の施された画像信号に基づいて可視画像
を再生出力すると、軟部組織の陰影のみを取り上げれば
観察適性は向上しているが、近傍にある骨部の陰影が目
立ち過ぎる結果となるという問題があった。
本発明は、上記事情に鑑み、複数の組織からなる被写体
を撮影することにより得られた放射線画像中の、所望と
する組織の陰影のみに選択的に周波数処理を施すことの
できる放射線画像処理方法、および該方法を採用した装
置を提供することを目的とするものである。
を撮影することにより得られた放射線画像中の、所望と
する組織の陰影のみに選択的に周波数処理を施すことの
できる放射線画像処理方法、および該方法を採用した装
置を提供することを目的とするものである。
(課題を解決するための手段)
上記目的を達成するための本発明の放射線画像処理方法
は、 互いにエネルギーの異なる複数の放射線に対して互いに
放射線吸収率の異なる複数の組織から構成される被写体
の、互いに異なるエネルギー分布を有する放射線により
形成された複数の原画像のそれぞれを表わす複数の原画
像信号に基づいて、前記被写体中の所定の組織が抽出さ
れた抽出画像を表わす抽出画像信号を得、 前記抽出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抽出画像信号
を平均化することにより得られたボケマスク信号をS
us、該所定の画素に対応する前記原画像信号をSor
g、該所定の画素に対応する前記抽出画像信号をS、該
所定の画素に対応する演算処理後の処理済画像信号をS
′としたとき、式 %式%) 但し、βは係数を表わす に従う演算を、前記所定の画素を′順次変えて行なうこ
とにより、処理済画像全面にわたる前記処理済画像信号
を求めることを特徴とするものである。
は、 互いにエネルギーの異なる複数の放射線に対して互いに
放射線吸収率の異なる複数の組織から構成される被写体
の、互いに異なるエネルギー分布を有する放射線により
形成された複数の原画像のそれぞれを表わす複数の原画
像信号に基づいて、前記被写体中の所定の組織が抽出さ
れた抽出画像を表わす抽出画像信号を得、 前記抽出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抽出画像信号
を平均化することにより得られたボケマスク信号をS
us、該所定の画素に対応する前記原画像信号をSor
g、該所定の画素に対応する前記抽出画像信号をS、該
所定の画素に対応する演算処理後の処理済画像信号をS
′としたとき、式 %式%) 但し、βは係数を表わす に従う演算を、前記所定の画素を′順次変えて行なうこ
とにより、処理済画像全面にわたる前記処理済画像信号
を求めることを特徴とするものである。
また本発明の放射線画像処理装置は、
互いにエネルギーの異なる複数の放射線に対して互いに
放射線吸収率の異なる複数の組織から構成される被写体
の、互いに異なるエネルギー分布を有する放射線により
形成された複数の原画像のそれぞれを表わす複数の原画
像信号が入力され、該原画像信号に基づいて、前記被写
体中の所定の組織が抽出された抽出画像を表わす抽出画
像信号を求めるサブトラクション処理手段と、前記抽出
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抽出画像信号を平均化
することにより得られたボケマスク信号をS us、該
所定の画素に対応する前記原画像信号をSorgs該所
定の画素に対応する前記抽出画像信号をS、該所定の画
素に対応する演算処理後の処理済画像信号をS′とした
とき、式 %式%) 但し、βは係数を表わす に従う演算を、前記所定の画素を順次変えて行なうこと
により、処理済画像全面にわたる前記処理済画像信号を
求める周波数処理手段とを備えたことを特徴とするもの
である。
放射線吸収率の異なる複数の組織から構成される被写体
の、互いに異なるエネルギー分布を有する放射線により
形成された複数の原画像のそれぞれを表わす複数の原画
像信号が入力され、該原画像信号に基づいて、前記被写
体中の所定の組織が抽出された抽出画像を表わす抽出画
像信号を求めるサブトラクション処理手段と、前記抽出
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抽出画像信号を平均化
することにより得られたボケマスク信号をS us、該
所定の画素に対応する前記原画像信号をSorgs該所
定の画素に対応する前記抽出画像信号をS、該所定の画
素に対応する演算処理後の処理済画像信号をS′とした
とき、式 %式%) 但し、βは係数を表わす に従う演算を、前記所定の画素を順次変えて行なうこと
により、処理済画像全面にわたる前記処理済画像信号を
求める周波数処理手段とを備えたことを特徴とするもの
である。
ここで係数βは、正または負の定数であっても。
よいが、例えば前述した公開公報に記載されているよう
な変数であってもよい。
な変数であってもよい。
また本発明においては、原画像から抽出画像を求める具
体的な方法は特に限定されるものではないが、例えば特
開平2−94853号に記載された方法等、雑音成分を
十分に取り除いた抽出画像を得る方法を採用することが
好ましい。
体的な方法は特に限定されるものではないが、例えば特
開平2−94853号に記載された方法等、雑音成分を
十分に取り除いた抽出画像を得る方法を採用することが
好ましい。
(作 用)
本発明の放射線画像処理方法および装置は、複数の原画
像(例えば前述した例における軟部組織の陰影と骨部組
織の陰影との双方が記録された画像)を表わす複数の原
画像信号に基づいて被写体中の所定の組織(例えば上記
例における軟部組織の陰影)が抽出された抽出画像を表
わす抽出画像信号を得、式 %式%) に従って演算を行なうようにしたため、所定のそしき(
例えば軟部組織)のみに周波数処理が施された処理済み
の原画像を得ることができる。
像(例えば前述した例における軟部組織の陰影と骨部組
織の陰影との双方が記録された画像)を表わす複数の原
画像信号に基づいて被写体中の所定の組織(例えば上記
例における軟部組織の陰影)が抽出された抽出画像を表
わす抽出画像信号を得、式 %式%) に従って演算を行なうようにしたため、所定のそしき(
例えば軟部組織)のみに周波数処理が施された処理済み
の原画像を得ることができる。
(実 施 例)
以下、図面を参照して、本発明の実施例について説明す
る。尚ここでは前述した蓄積性蛍光体シートを用いる例
について説明する。
る。尚ここでは前述した蓄積性蛍光体シートを用いる例
について説明する。
第12図は、X線撮影装置の概略図である。
このX線撮影装置1のX線管2から発せられたX線3に
より被写体(人体の胸部)4が照射される。被写体4を
透過したX線3aは第一の蓄積性蛍光体シート5に照射
され、X線3aのエネルギーのうち比較的低エネルギー
のX線が該第−の蓄積性蛍光体シート5に蓄積され、こ
れにより該シート5に被写体4のX線画像、力(蓄積記
録される。シートらを透過したX線3bはさらに低エネ
ルギーのX線をカットするフィルタ6を透過し、該フィ
ルタ6を透過した高エネルギーX線3cが第二の蓄積性
蛍光体シート7に照射される。これにより該シート7に
も被写体4のX線画像が蓄積記録される。
より被写体(人体の胸部)4が照射される。被写体4を
透過したX線3aは第一の蓄積性蛍光体シート5に照射
され、X線3aのエネルギーのうち比較的低エネルギー
のX線が該第−の蓄積性蛍光体シート5に蓄積され、こ
れにより該シート5に被写体4のX線画像、力(蓄積記
録される。シートらを透過したX線3bはさらに低エネ
ルギーのX線をカットするフィルタ6を透過し、該フィ
ルタ6を透過した高エネルギーX線3cが第二の蓄積性
蛍光体シート7に照射される。これにより該シート7に
も被写体4のX線画像が蓄積記録される。
被写体4には、サブトラクション処理を行なうにあたっ
て2つのX線画像の位置合わせを行なうための基準とな
る2つのマーク8が付されている。
て2つのX線画像の位置合わせを行なうための基準とな
る2つのマーク8が付されている。
尚、上記X線撮影装置は一回の撮影で2枚のシート5.
7にX線画像を蓄積記録するものであるが、時間的に
相前後した2つのタイミングでそれぞれ1枚ずつ撮影を
行なってもよい。
7にX線画像を蓄積記録するものであるが、時間的に
相前後した2つのタイミングでそれぞれ1枚ずつ撮影を
行なってもよい。
第13図は、X線画像読取装置と本発明のエネルギーサ
ブトラクション画像生成方法を実施するための画像処理
表示装置の斜視図である。
ブトラクション画像生成方法を実施するための画像処理
表示装置の斜視図である。
第12図に示すX線撮影装置1で撮影が行なわれた後、
第一および第二の蓄積性蛍光体シート5゜7が一枚ずつ
X線画像読取装置IOの所定位置にセットされる。ここ
では、第一の蓄積性蛍光体シート5に蓄積記録された第
一のX線画像の読取りの場合について説明する。
第一および第二の蓄積性蛍光体シート5゜7が一枚ずつ
X線画像読取装置IOの所定位置にセットされる。ここ
では、第一の蓄積性蛍光体シート5に蓄積記録された第
一のX線画像の読取りの場合について説明する。
所定位置にセットされた、第一のX線画像が蓄積記録さ
れた蓄積性蛍光体シート5は、図示しない駆動手段によ
り駆動されるエンドレスベルト等のシート搬送手段15
により、矢印Y方向に搬送(副走査)される。一方、レ
ーザ光源1Bから発せられた光ビーム17はモータ18
により駆動され矢印Z方向に高速回転する回転多面鏡1
9によって反射偏向され、fθレンズ等の集束レンズ2
0を通過した後、ミラー21により光路をかえて蓄積性
蛍光体シート14に入射し、副走査の方向(矢印Y方向
)と略直角な矢印X方向に主走査する。蓄積性蛍光体シ
ート14の、光ビーム17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22が発せられ、この輝尽発光光22は光ガイド23
によって導かれ、フォトマルチプライヤ(光電子増倍管
)24によって光電的に検出される。
れた蓄積性蛍光体シート5は、図示しない駆動手段によ
り駆動されるエンドレスベルト等のシート搬送手段15
により、矢印Y方向に搬送(副走査)される。一方、レ
ーザ光源1Bから発せられた光ビーム17はモータ18
により駆動され矢印Z方向に高速回転する回転多面鏡1
9によって反射偏向され、fθレンズ等の集束レンズ2
0を通過した後、ミラー21により光路をかえて蓄積性
蛍光体シート14に入射し、副走査の方向(矢印Y方向
)と略直角な矢印X方向に主走査する。蓄積性蛍光体シ
ート14の、光ビーム17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22が発せられ、この輝尽発光光22は光ガイド23
によって導かれ、フォトマルチプライヤ(光電子増倍管
)24によって光電的に検出される。
光ガイド23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23aが蓄積
性蛍光体シート14上の主走査線にそって延びるように
配され、円環状に形成された射出端面23bにフォトマ
ルチプライヤ24の受光面が結合されている。入射端面
23aから光ガイド23内に入射した輝尽発光光22は
、該光ガイド23の内部を全反射を繰り返して進み、射
出端面23bから射出してフォトマルチプライヤ24に
受光され、放射線画像を表わす輝尽発光光22がフォト
マルチブライヤ24によって電気信号に変換される。
られたものであり、直線状をなす入射端面23aが蓄積
性蛍光体シート14上の主走査線にそって延びるように
配され、円環状に形成された射出端面23bにフォトマ
ルチプライヤ24の受光面が結合されている。入射端面
23aから光ガイド23内に入射した輝尽発光光22は
、該光ガイド23の内部を全反射を繰り返して進み、射
出端面23bから射出してフォトマルチプライヤ24に
受光され、放射線画像を表わす輝尽発光光22がフォト
マルチブライヤ24によって電気信号に変換される。
、フォトマルチプライヤ24から出力されたアナログ信
号Sは、ログアンプ25で対数的に増幅された後、A/
D変換器26に入力され、サンプリングされることによ
り、ディジタルの画像信号SOが得られる。この画像信
号SOは第一の蓄積性蛍光体シート5に蓄積記録された
第一のX線画像を表わすものであり、ここでは第一の画
像信号SO0と呼ぶ。この第一の画像信号SO0は画像
処理表示装置30内の内部メモリに一旦記憶される。
号Sは、ログアンプ25で対数的に増幅された後、A/
D変換器26に入力され、サンプリングされることによ
り、ディジタルの画像信号SOが得られる。この画像信
号SOは第一の蓄積性蛍光体シート5に蓄積記録された
第一のX線画像を表わすものであり、ここでは第一の画
像信号SO0と呼ぶ。この第一の画像信号SO0は画像
処理表示装置30内の内部メモリに一旦記憶される。
この画像処理表示装置30は、種々の指示を入力するキ
ーボード31.指示のための補助情報や画像信号に基づ
く可視画像を表示するCRTデイスプレィ32、補助記
憶媒体としてのフロッピィディスクが装填され駆動され
るフロッピィディスク駆動装置33、およびCPUや内
部メモリが内蔵され本体部34が備えられている。
ーボード31.指示のための補助情報や画像信号に基づ
く可視画像を表示するCRTデイスプレィ32、補助記
憶媒体としてのフロッピィディスクが装填され駆動され
るフロッピィディスク駆動装置33、およびCPUや内
部メモリが内蔵され本体部34が備えられている。
次に上記と同様にして、第二の蓄積性蛍光体シート7に
蓄積記録された第二のX線画像を表わす第二の画像信号
S 02が得られ、この第二の画像信号S02も画像処
理表示装置30内の内部メモリに一旦記憶される。
蓄積記録された第二のX線画像を表わす第二の画像信号
S 02が得られ、この第二の画像信号S02も画像処
理表示装置30内の内部メモリに一旦記憶される。
第1図は、画像処理表示装置内の内部メモリに記憶され
た第一および第二のX線画像を表わす2つの画像信号S
O、S02に基づいて、該画像処理表示装置内で行なわ
れる処理の流れの一例を表わした図である。
た第一および第二のX線画像を表わす2つの画像信号S
O、S02に基づいて、該画像処理表示装置内で行なわ
れる処理の流れの一例を表わした図である。
画像処理表示装置内の内部メモリに記憶された、第一お
よび第二のX線画像信号so、so□は、■ 第2図に示すそれぞれ第一のX線画像41.第二のX線
画像42を担持する信号である。第一のX線画像41は
比較的低エネルギーX線による画像であり、第二のX線
画像42は比較的高エネルギーX線による画像であるが
、互いに軟部および骨部の濃度は異なるものの両者とも
これら軟部および骨部の双方が記録された原画像である
。
よび第二のX線画像信号so、so□は、■ 第2図に示すそれぞれ第一のX線画像41.第二のX線
画像42を担持する信号である。第一のX線画像41は
比較的低エネルギーX線による画像であり、第二のX線
画像42は比較的高エネルギーX線による画像であるが
、互いに軟部および骨部の濃度は異なるものの両者とも
これら軟部および骨部の双方が記録された原画像である
。
これら第一および第二のX線画像信号SO1゜SO7は
第13図に示す画像処理表示装置30内の内部メモリか
ら読み出され、先ずこれら2つの画像信号so、so□
がそれぞれ担持する各X線画像41.42の相対的な位
置合わせが画像信号上で行なわれる(特開昭58−18
3338号公報参照)。この位置合わせは、第2図に示
す2つのマーク8が重なるように2つのX線画像を相対
的に直線的な移動および回転移動を行なうことにより行
なわれる。
第13図に示す画像処理表示装置30内の内部メモリか
ら読み出され、先ずこれら2つの画像信号so、so□
がそれぞれ担持する各X線画像41.42の相対的な位
置合わせが画像信号上で行なわれる(特開昭58−18
3338号公報参照)。この位置合わせは、第2図に示
す2つのマーク8が重なるように2つのX線画像を相対
的に直線的な移動および回転移動を行なうことにより行
なわれる。
この後、サブトラクション処理70が行なわれる。
第2図は、第1図に一つのブロックで示すサブトラクシ
ョン処理70の流れの一例を具体化した図である。
ョン処理70の流れの一例を具体化した図である。
ここでX線の吸収係数μを、被写体の軟部と骨部、およ
び低エネルギーX線と高エネルギーX線とに分けて次の
ように定める。
び低エネルギーX線と高エネルギーX線とに分けて次の
ように定める。
μLT:低エネルギーX線による軟部の吸収係数μHT
:高エネルギーX線による軟部の吸収係数μLB:低エ
ネルギーX線による骨部の吸収係数μHB二高工高エネ
ルギーX線る骨部の吸収係数このとき、2つの画像信号
SO、S02の互■ いに対応する画素毎に、式 %式% ただしCはバイアス成分を表わす に従って重み付は引き算を行なうことによって、骨部の
陰影が抽出された骨部画像43(第2図参照)を表わす
骨部画像信号S1が求められる。
:高エネルギーX線による軟部の吸収係数μLB:低エ
ネルギーX線による骨部の吸収係数μHB二高工高エネ
ルギーX線る骨部の吸収係数このとき、2つの画像信号
SO、S02の互■ いに対応する画素毎に、式 %式% ただしCはバイアス成分を表わす に従って重み付は引き算を行なうことによって、骨部の
陰影が抽出された骨部画像43(第2図参照)を表わす
骨部画像信号S1が求められる。
また、式
%式%
ただしC′はバイアス成分を表わす
に従って重み付は引き算を行なうことにより軟部画像を
表わす軟部画像信号S2を求めることかできるが、本実
施例ではこの演算は不必要である。
表わす軟部画像信号S2を求めることかできるが、本実
施例ではこの演算は不必要である。
さらに、式
%式%(3)
に従って互いに対応する各画素毎に加算処理72を行な
うことにより2つのX線画像41.42の重ね合わせ画
像44が生成される。この重ね合わせ画像44も軟部お
よび骨部の双方が記録された原画像である。この重ね合
わせ画像44に代えてX線画像41もしくはX線画像4
2を用いることも可能であるが、重ね合わせ画像44は
2つのX線画像41.42を重ね合わたものであるため
これら各X線画像のいずれと比べてもノイズ成分が低減
されており、したがってその後の処理に有利となる。
うことにより2つのX線画像41.42の重ね合わせ画
像44が生成される。この重ね合わせ画像44も軟部お
よび骨部の双方が記録された原画像である。この重ね合
わせ画像44に代えてX線画像41もしくはX線画像4
2を用いることも可能であるが、重ね合わせ画像44は
2つのX線画像41.42を重ね合わたものであるため
これら各X線画像のいずれと比べてもノイズ成分が低減
されており、したがってその後の処理に有利となる。
次に骨部画像信号S1を処理することにより、骨部画像
43に含まれるノイズ成分の抽出が行なわれる 第3図は、骨部画像および骨部画像信号を処理して求め
た画像の、空間周波数fに対するスペクトルを表わした
図である。
43に含まれるノイズ成分の抽出が行なわれる 第3図は、骨部画像および骨部画像信号を処理して求め
た画像の、空間周波数fに対するスペクトルを表わした
図である。
図に示すグラフ91が骨部画像43のスペクトルを表わ
しており、ノイズ成分93が含まれている。
しており、ノイズ成分93が含まれている。
ここで、先ず、骨部画像信号S1に平滑化処理73(第
2図参照)が行なわれる。この平滑化処理方法としては
、例えば各画素に対し該画素を中心とした所定領域内の
各画素に対応する画像信号の平均を求め、この平均値を
中心の画素の画像信号とする単純な平均化処理方法、上
記所定領域内の画像信号の中央値(メジアン)を中心の
画素の画像信号とするというメジアンフィルタを用いる
方法、上記所定領域内をさらに複数の小領域に分け、各
小領域毎に分散を求めて分散の最も小さい小領域の平均
値を中央の画素の画像信号の値とするエツジ保存フィル
タ(V−フィルタ)を用いる方法、画像信号をフーリエ
変換し、ノイズ成分に対応する高空間周波数成分を取り
除いた後逆フーリエ変換する方法等を用いることができ
るが、上記ボケマスク処理方法はエツジがぼけるという
欠点を有し、また上記メジアンフィルタを用いる方法は
画素を入れ替えることになるので等高線状のアーチファ
クトが発生する場合があり、さらに上記エツジ保存フィ
ルタを用いるとハニカム状のアーチファクトが発生する
場合があり、フーリエ変換する方法は演算に時間がかか
るという問題がある。そこで本実施例では、上記いずれ
の方法とも異なる以下に示すヒストグラム適応フィルタ
を用いた平滑化が行なわれる。この方法を用いると画像
情報として必要なエツジ(互いに異なる2つの組織の陰
影の境界を定めるステップ状の濃度変化)を保存したま
まかつ上記アーチファクトなしにノイズを除去すること
ができ、また簡単な演算で短時間にノイズを除去するこ
とができるという長所を有する。
2図参照)が行なわれる。この平滑化処理方法としては
、例えば各画素に対し該画素を中心とした所定領域内の
各画素に対応する画像信号の平均を求め、この平均値を
中心の画素の画像信号とする単純な平均化処理方法、上
記所定領域内の画像信号の中央値(メジアン)を中心の
画素の画像信号とするというメジアンフィルタを用いる
方法、上記所定領域内をさらに複数の小領域に分け、各
小領域毎に分散を求めて分散の最も小さい小領域の平均
値を中央の画素の画像信号の値とするエツジ保存フィル
タ(V−フィルタ)を用いる方法、画像信号をフーリエ
変換し、ノイズ成分に対応する高空間周波数成分を取り
除いた後逆フーリエ変換する方法等を用いることができ
るが、上記ボケマスク処理方法はエツジがぼけるという
欠点を有し、また上記メジアンフィルタを用いる方法は
画素を入れ替えることになるので等高線状のアーチファ
クトが発生する場合があり、さらに上記エツジ保存フィ
ルタを用いるとハニカム状のアーチファクトが発生する
場合があり、フーリエ変換する方法は演算に時間がかか
るという問題がある。そこで本実施例では、上記いずれ
の方法とも異なる以下に示すヒストグラム適応フィルタ
を用いた平滑化が行なわれる。この方法を用いると画像
情報として必要なエツジ(互いに異なる2つの組織の陰
影の境界を定めるステップ状の濃度変化)を保存したま
まかつ上記アーチファクトなしにノイズを除去すること
ができ、また簡単な演算で短時間にノイズを除去するこ
とができるという長所を有する。
まず骨部画像の各画素毎に該画素を中心とした所定領域
内の多数の画素の画像信号S1のヒストグラムを作成す
る。
内の多数の画素の画像信号S1のヒストグラムを作成す
る。
第4A図、第4B図は、上記のようにして求めた、ある
画素(画像信号S、′)を中心とした所定領域内の多数
の画素に対応する画像信号S1の出現頻度をプロットし
た、互いに異なる2つのヒストグラムを表わした図、 第5図は、画像信号S1と中央の画素の画像信号Sl’
との差を変数とした関数の一例を表わした図である。
画素(画像信号S、′)を中心とした所定領域内の多数
の画素に対応する画像信号S1の出現頻度をプロットし
た、互いに異なる2つのヒストグラムを表わした図、 第5図は、画像信号S1と中央の画素の画像信号Sl’
との差を変数とした関数の一例を表わした図である。
第4A図、第4B図に示すようなヒストグラムを表わす
関数を一般にh(Sl)で表わし、絶対値l5I−Sl
’ Iが増加するに従って単調減少する、例えば第5
図に示すような関数をf(Sl−8l’)とする。この
とき、式 %式%) に従って処理後の頻度を表わす関数g(Sl)を求める
。この関数g(Sl)は、関数h(Sl)が第4A図に
示すように複数の山を有する場合は中央の画素の画像信
号Sl’が属する山のみを抽出する作用を有する。
関数を一般にh(Sl)で表わし、絶対値l5I−Sl
’ Iが増加するに従って単調減少する、例えば第5
図に示すような関数をf(Sl−8l’)とする。この
とき、式 %式%) に従って処理後の頻度を表わす関数g(Sl)を求める
。この関数g(Sl)は、関数h(Sl)が第4A図に
示すように複数の山を有する場合は中央の画素の画像信
号Sl’が属する山のみを抽出する作用を有する。
上記(4)式に従って関数g(Sl)を求めた後、該関
数g(Sl)で重みづけをした画像信号S1の平均的な
値S1を求める。即ち、具体的には例えば関数g(Sl
)の−次モーメントが次式に従って求められる。
数g(Sl)で重みづけをした画像信号S1の平均的な
値S1を求める。即ち、具体的には例えば関数g(Sl
)の−次モーメントが次式に従って求められる。
Sl −fg (Sl) xs1ds1/JS1dS1
・・・・・・(5) 骨部画像の各画素をそれぞれ中心の画素として上記(4
) 、 (5)式に従う処理が行なわれ、これにより平
滑化画像信号Sl(簡単のため、各画素に対応する画像
信号と画像全体を表わす画像信号とで同一の記号を用い
ている。)が求められる。この平滑化画像信号S1は第
3図のグラフ92に示すように、主としてもとの骨部画
像信号S1の高空間周波数成分を取り除いた信号である
が、エツジ近傍の画素については第4A図に示すように
その画素の属する山のみを抽出した後の平均的な値を求
めた信号であるため、もとの骨部画像中のエツジはぼけ
ることなく保存されている。
・・・・・・(5) 骨部画像の各画素をそれぞれ中心の画素として上記(4
) 、 (5)式に従う処理が行なわれ、これにより平
滑化画像信号Sl(簡単のため、各画素に対応する画像
信号と画像全体を表わす画像信号とで同一の記号を用い
ている。)が求められる。この平滑化画像信号S1は第
3図のグラフ92に示すように、主としてもとの骨部画
像信号S1の高空間周波数成分を取り除いた信号である
が、エツジ近傍の画素については第4A図に示すように
その画素の属する山のみを抽出した後の平均的な値を求
めた信号であるため、もとの骨部画像中のエツジはぼけ
ることなく保存されている。
次に各画素毎に重ね合わせ画像44を表わす重ね合わせ
画像信号SO(上記(3)式参照)から平滑化画像信号
S1を重みづけ引き算(サブトラクション71)、即ち ・・・・・・(6) 但しC#はバイアス分を表わす。
画像信号SO(上記(3)式参照)から平滑化画像信号
S1を重みづけ引き算(サブトラクション71)、即ち ・・・・・・(6) 但しC#はバイアス分を表わす。
を行なうことにより、画像情報としては上記(2)式で
表わされる軟部画像と路間−の情報を担持するとともに
上記(2)式で表わされ菰軟部画像よりもノイズ成分が
低減された処理済軟部画像46(第2図参照)が求めら
れる。上記(6)式に従って求められた画像信号S2’
について第1図に示すボケマスク処理80(後述する
)が施される。
表わされる軟部画像と路間−の情報を担持するとともに
上記(2)式で表わされ菰軟部画像よりもノイズ成分が
低減された処理済軟部画像46(第2図参照)が求めら
れる。上記(6)式に従って求められた画像信号S2’
について第1図に示すボケマスク処理80(後述する
)が施される。
尚上記実施例は骨部画像信号S1を平滑化して原画像か
ら引くことにより軟部画像信号S2’を求める例である
が、骨部画像を得る場合は、上記(2)式に基づいて軟
部画像信号S2を求め、この軟部画像信号S2を平滑化
して原画像から引くことによりノイズ成分が低減された
骨部画像を求めればよい。
ら引くことにより軟部画像信号S2’を求める例である
が、骨部画像を得る場合は、上記(2)式に基づいて軟
部画像信号S2を求め、この軟部画像信号S2を平滑化
して原画像から引くことによりノイズ成分が低減された
骨部画像を求めればよい。
次に上記サブトラクション処理(第2図参照)と実質同
一の処理である他のサブトラクション処理について説明
する。
一の処理である他のサブトラクション処理について説明
する。
第6図は、この実質同一のサブトラクション処理を説明
するために、画像処理表示装置内の内部メモリに記憶さ
れた第一および第二のX線画像を表わす2つの画像信号
SO、S02に基づいて、該画像処理表示装置内で行な
われる処理の流れの他の例を示した図である。第2図と
同一の要素には第2図に付した番号、記号を付し、第2
図を用いて説明した箇所については重複説明を避けるた
めに、ここでの説明は省略する。
するために、画像処理表示装置内の内部メモリに記憶さ
れた第一および第二のX線画像を表わす2つの画像信号
SO、S02に基づいて、該画像処理表示装置内で行な
われる処理の流れの他の例を示した図である。第2図と
同一の要素には第2図に付した番号、記号を付し、第2
図を用いて説明した箇所については重複説明を避けるた
めに、ここでの説明は省略する。
2つのX線画像41.42から上記(1)式、(2)式
、に基づいて骨部画像43(骨部画像信号Sl)と軟部
画像47(軟部画像信号S2)が求められる。
、に基づいて骨部画像43(骨部画像信号Sl)と軟部
画像47(軟部画像信号S2)が求められる。
次に前述したサブトラクション処理と同様にして骨部画
像信号S1を上記(4)式、(5)式に基づいて処理す
ることにより、骨部画像43に含まれるノイズ成分が低
減化された平滑化画像信号S1が求められ、その後各画
素毎に骨部画像信号S1から平滑化画像信号S1を引き
算することにより、ノイズ成分のみが抽出されたノイズ
画像48(ノイズ信号SN)が求められる。
像信号S1を上記(4)式、(5)式に基づいて処理す
ることにより、骨部画像43に含まれるノイズ成分が低
減化された平滑化画像信号S1が求められ、その後各画
素毎に骨部画像信号S1から平滑化画像信号S1を引き
算することにより、ノイズ成分のみが抽出されたノイズ
画像48(ノイズ信号SN)が求められる。
5N−3l−8l ・・・・・・(7)
このノイズ信号SNは第4図のグラフ93に示すように
骨部画像のノイズ成分を抽出した信号である。ここで平
滑化画像信号S1は骨部画像のエツジの情報はたとえノ
イズ成分と同程度の高空間周波数であっても保存されて
いるため、上記(7)式に従って骨部画像信号S1と平
滑化画像信号S1との差を求めることによりエツジの情
報はきれいにキャンセルされ、したがってエツジの情報
を失わせるような平滑化処理を行なった場合と比べ、ノ
イズ信号SNはより純粋に骨部画像のノイズ成分のみを
担持した信号となる。
このノイズ信号SNは第4図のグラフ93に示すように
骨部画像のノイズ成分を抽出した信号である。ここで平
滑化画像信号S1は骨部画像のエツジの情報はたとえノ
イズ成分と同程度の高空間周波数であっても保存されて
いるため、上記(7)式に従って骨部画像信号S1と平
滑化画像信号S1との差を求めることによりエツジの情
報はきれいにキャンセルされ、したがってエツジの情報
を失わせるような平滑化処理を行なった場合と比べ、ノ
イズ信号SNはより純粋に骨部画像のノイズ成分のみを
担持した信号となる。
次にこのようにして求められたノイズ信号SNと軟部画
像47(第6図参照)を表わす軟部画像信号S2とが各
画素毎に重み付は足し算され、これにより画像情報とて
は上記軟部画像47と路間−の情報を担持するとともに
該軟部画像47よりもノイズ成分が低減された処理済軟
部画像46が求められる。ここではこの重み付は足し算
は、式に従って行なわれ、これによりノイズ成分の一層
の低減が図られる。
像47(第6図参照)を表わす軟部画像信号S2とが各
画素毎に重み付は足し算され、これにより画像情報とて
は上記軟部画像47と路間−の情報を担持するとともに
該軟部画像47よりもノイズ成分が低減された処理済軟
部画像46が求められる。ここではこの重み付は足し算
は、式に従って行なわれ、これによりノイズ成分の一層
の低減が図られる。
ここで第2図を参照して説明したサブトラクション処理
と第6図を参照して説明したサブトラクジョン処理とは
実質同一であることを説明する。
と第6図を参照して説明したサブトラクジョン処理とは
実質同一であることを説明する。
上記(8)式に上記(2)式で示される軟部画像信号S
2および上記(7)式で示されるノイズ信号SNを代入
する。尚、バイアス分(上記(2)式におけるC′等)
は最終的に求められた画像全体の濃度(CRTデイスプ
レィ表示装置等に表示する場合の輝度を含む)を調整す
るものであるため、ここでは省略する。
2および上記(7)式で示されるノイズ信号SNを代入
する。尚、バイアス分(上記(2)式におけるC′等)
は最終的に求められた画像全体の濃度(CRTデイスプ
レィ表示装置等に表示する場合の輝度を含む)を調整す
るものであるため、ここでは省略する。
(8)式に(2)式、(6)式を代入すると、この(9
)式にさらに上記(1)式で表わされる骨部画像信号S
1を代入すると(バイアス分Cは無視する)、 この(10)式を変形して整理すると、S2’ −(S
O+502)/2 ■ ・・・(11) となり、さらに上記(3)式を代入すると、S2’−8
O となる。この(12)式はバイアス分を除き上記(6)
式と同一の式となる。即ち、第2図を参照して説明した
サブトラクション処理と第6図を参照して説明したサブ
トラクション処理とでは実質的に全く同一の処理を行な
っていることになる。
)式にさらに上記(1)式で表わされる骨部画像信号S
1を代入すると(バイアス分Cは無視する)、 この(10)式を変形して整理すると、S2’ −(S
O+502)/2 ■ ・・・(11) となり、さらに上記(3)式を代入すると、S2’−8
O となる。この(12)式はバイアス分を除き上記(6)
式と同一の式となる。即ち、第2図を参照して説明した
サブトラクション処理と第6図を参照して説明したサブ
トラクション処理とでは実質的に全く同一の処理を行な
っていることになる。
第7図は、他の方法によるサブトラクション処理の流れ
を表わした図、 第8図は、第7図に示す各画像の所定の一方向について
のプロファイルを模式的に示した図である。
を表わした図、 第8図は、第7図に示す各画像の所定の一方向について
のプロファイルを模式的に示した図である。
第7図において、第2図もしくは第6図と対応する要素
にはこれら第2図、第6図と同一の番号。
にはこれら第2図、第6図と同一の番号。
記号を付し重複説明は省略する。
第8図(a) 、(b)はそれぞれX線画像(原画像)
41、42を模式的に表わした図であり、X線画像41
゜42上の所定の一方向(X方向)に沿った画像信号s
o、so2の値をプロットしたものであり、■ これらの画像信号SO、S02には互いにその■ 値は異なるものの−様な軟部(図に斜線を施した部分)
を表わす信号成分とステップ状に変化した骨部を表わす
信号成分とが重畳され、かつランダムなノイズ成分が重
畳されている。
41、42を模式的に表わした図であり、X線画像41
゜42上の所定の一方向(X方向)に沿った画像信号s
o、so2の値をプロットしたものであり、■ これらの画像信号SO、S02には互いにその■ 値は異なるものの−様な軟部(図に斜線を施した部分)
を表わす信号成分とステップ状に変化した骨部を表わす
信号成分とが重畳され、かつランダムなノイズ成分が重
畳されている。
2つのX線画像(原画像)41.42を表わすこれら2
つの画像信号so、so。に基づき上記(3)式に基づ
いて重みづけ減算処理(記号○で表わす)を行なうこと
により軟部画像47を表わす軟部画像信号S2が求めら
れ、また2つの画像信号SO0゜S02に基づき上記(
3)式に基づいて加算処理(記号■で表わす)を行なう
ことにより重ね合わせ画像44を表わす重ね合わせ画像
信号SOが求められる。
つの画像信号so、so。に基づき上記(3)式に基づ
いて重みづけ減算処理(記号○で表わす)を行なうこと
により軟部画像47を表わす軟部画像信号S2が求めら
れ、また2つの画像信号SO0゜S02に基づき上記(
3)式に基づいて加算処理(記号■で表わす)を行なう
ことにより重ね合わせ画像44を表わす重ね合わせ画像
信号SOが求められる。
第8図(C)は重ね合わせ画像信号SOを模式的に表わ
した図であり、第8図(a) 、 (b)と同様に、軟
部を表わす−様な信号成分(図に斜線を施した部分)と
ステップ的に変化した骨部を表わす信号成分と、さらに
ランダムなノイズ成分とが重畳されているが、このノイ
ズ成分は第8図(a)、(b)に示す2つのX線画像4
1.42と比べ低減化されている。
した図であり、第8図(a) 、 (b)と同様に、軟
部を表わす−様な信号成分(図に斜線を施した部分)と
ステップ的に変化した骨部を表わす信号成分と、さらに
ランダムなノイズ成分とが重畳されているが、このノイ
ズ成分は第8図(a)、(b)に示す2つのX線画像4
1.42と比べ低減化されている。
また第8図(d)は、上記(2)式に基づいて求められ
た軟部画像信号S2を表わした図である。−様な軟部を
表わす信号成分のみが抽出されているが、ランダムなノ
イズ成分は上記2つのX線画像41、42 (第8図(
a)、(b) )のいずれよりも増加している。
た軟部画像信号S2を表わした図である。−様な軟部を
表わす信号成分のみが抽出されているが、ランダムなノ
イズ成分は上記2つのX線画像41、42 (第8図(
a)、(b) )のいずれよりも増加している。
また本実施例では求める必要はないが、仮に上記(1)
式に基づいて骨部画像信号S1を求めたとした場合の該
骨部画像信号S1を表わした図である。
式に基づいて骨部画像信号S1を求めたとした場合の該
骨部画像信号S1を表わした図である。
ステップ状に変化した骨部を表わす信号成分が抽出され
ているが、軟部画像信号S2(第8図(d))と同様に
、ランダムなノイズ成分は上記2つのX線画像41.4
2 (第8図(a)、(b) )のいずれよりも増加し
ている。
ているが、軟部画像信号S2(第8図(d))と同様に
、ランダムなノイズ成分は上記2つのX線画像41.4
2 (第8図(a)、(b) )のいずれよりも増加し
ている。
ここで軟部画像47(軟部画像信号S2.第8図(d)
)に平滑化処理51(第7図参照)が施され、平滑化軟
部画像61を表わす平滑化軟部画像信号1丁(第8図(
f))が求められる。この平滑化処理51では、軟部画
像47の例えば1.0サイクル/IIIII1以上の高
空間周波数成分がカットされる。
)に平滑化処理51(第7図参照)が施され、平滑化軟
部画像61を表わす平滑化軟部画像信号1丁(第8図(
f))が求められる。この平滑化処理51では、軟部画
像47の例えば1.0サイクル/IIIII1以上の高
空間周波数成分がカットされる。
次に重ね合わせ画像信号SOから平滑化軟部画像信号S
2が重みづけ減算され、これにより骨部画像62を表わ
す骨部画像信号Sl’が求められる。
2が重みづけ減算され、これにより骨部画像62を表わ
す骨部画像信号Sl’が求められる。
この骨部画像信号S、′は第8図(g)に示されるよう
に、骨部画像信号Sl(第8図(e〉)と比ペランダム
なノイズ成分が低減化されているが、軟部画像47を平
滑化処理した影響が表われ、軟部画像の高空間周波数成
分が若干混入している。
に、骨部画像信号Sl(第8図(e〉)と比ペランダム
なノイズ成分が低減化されているが、軟部画像47を平
滑化処理した影響が表われ、軟部画像の高空間周波数成
分が若干混入している。
次に上記のようにして求められた骨部画像信号Sl’に
平滑化処理52が施される。ここで施される平滑化処理
52では、骨部画像62の例えば0.5サイクル/l以
上の空間周波数帯にある低コントラストの陰影(骨部画
像信号Sl’の変化の小さいもの)のみがカットされる
。この処理方法としては、例えば所定の画素p。に対し
て0.5サイクル/lに対応する面積のウィンドウを考
え、このウィンドウ内の各画素にそれぞれ対応する各信
号S、′のうち、 所定の画素p に対応する信号S1o′の値士所定値 内にある信号Sl’ の平均値を求めて該平均値を所定
の画素p の新たな信号S1o′とするフィルタを用い
て骨部画像62上を走査する方法等が採用される。この
平滑化処理52により、平滑化骨部画像63を表わす平
滑化骨部画像信号Sl’が求められる。この平滑化骨部
画像信号S、′は、第8図(1)に示すようにノイズ成
分および混入した軟部画像の高周波成分は低減されてい
るものの立ち上がり部分も鈍ってしまっている。
平滑化処理52が施される。ここで施される平滑化処理
52では、骨部画像62の例えば0.5サイクル/l以
上の空間周波数帯にある低コントラストの陰影(骨部画
像信号Sl’の変化の小さいもの)のみがカットされる
。この処理方法としては、例えば所定の画素p。に対し
て0.5サイクル/lに対応する面積のウィンドウを考
え、このウィンドウ内の各画素にそれぞれ対応する各信
号S、′のうち、 所定の画素p に対応する信号S1o′の値士所定値 内にある信号Sl’ の平均値を求めて該平均値を所定
の画素p の新たな信号S1o′とするフィルタを用い
て骨部画像62上を走査する方法等が採用される。この
平滑化処理52により、平滑化骨部画像63を表わす平
滑化骨部画像信号Sl’が求められる。この平滑化骨部
画像信号S、′は、第8図(1)に示すようにノイズ成
分および混入した軟部画像の高周波成分は低減されてい
るものの立ち上がり部分も鈍ってしまっている。
次に重ね合わせ画像信号SOから平滑化骨部画像信号S
、′が重みづけ引き算され、軟部画像64を表わす軟部
画像信号S2’が求められる。この軟部画像64は第8
図(h)に示すように、軟部画像47(第8図(d))
よりもノイズ成分は低減されているが、平滑化骨部画像
信号S、′ (第8図(1))の立ち上がり部分が鈍っ
ている分、その部分の骨部画像の情報がノイズとして重
畳されている。ただしランダムなノイズ部分およびノイ
ズとしての骨部画像の情報はかなり小さく、シたがって
この段階で一連の処理を停止し、軟部画像信号S2’に
ついてボケマスク処理80(後述する)を行なってもよ
い。
、′が重みづけ引き算され、軟部画像64を表わす軟部
画像信号S2’が求められる。この軟部画像64は第8
図(h)に示すように、軟部画像47(第8図(d))
よりもノイズ成分は低減されているが、平滑化骨部画像
信号S、′ (第8図(1))の立ち上がり部分が鈍っ
ている分、その部分の骨部画像の情報がノイズとして重
畳されている。ただしランダムなノイズ部分およびノイ
ズとしての骨部画像の情報はかなり小さく、シたがって
この段階で一連の処理を停止し、軟部画像信号S2’に
ついてボケマスク処理80(後述する)を行なってもよ
い。
ただしここでは、上記と同様な処理をさらに繰り返し、
さらに画質の改善が図られている。
さらに画質の改善が図られている。
軟部画像64を表わす軟部画像信号S2’を求めた後、
該軟部画像信号S2’ に平滑化処理53が施され、平
滑化軟部画像65を表わす平滑化軟部画像信号82′
(第8図(j))が求められる。この平滑化処理53と
しては、例えば1.5サイクル/l以上の空間周波数成
分をカットする処理が施される。
該軟部画像信号S2’ に平滑化処理53が施され、平
滑化軟部画像65を表わす平滑化軟部画像信号82′
(第8図(j))が求められる。この平滑化処理53と
しては、例えば1.5サイクル/l以上の空間周波数成
分をカットする処理が施される。
この平滑化軟部画像信号■′は重ね合わせ画像信号SO
から重みづけ減算処理され、骨部画像66を表わす骨部
画像信号S、″が求められる。この骨部画像66は、第
8図(k)に示すように、骨部画像62(第8図(g)
)と比ペランダムノイズおよびノイズとして混入する軟
部画像の情報も減少している。骨部画像を観察対象とす
る場合はこの骨部画像信号S、″に基づくボケマスク信
号を得るようにしてもよい。
から重みづけ減算処理され、骨部画像66を表わす骨部
画像信号S、″が求められる。この骨部画像66は、第
8図(k)に示すように、骨部画像62(第8図(g)
)と比ペランダムノイズおよびノイズとして混入する軟
部画像の情報も減少している。骨部画像を観察対象とす
る場合はこの骨部画像信号S、″に基づくボケマスク信
号を得るようにしてもよい。
ここでは、上記のようにして求められた骨部画像信号S
l’にさらに平滑化処理54が施され平滑化骨部画像6
7を表わす平滑化骨部画像信号S、″(第8図(m))
が求められる。この平滑化処理54としては例えば1,
0サイクル/mm以上の低コントラスト成分のカットが
行なわれる。
l’にさらに平滑化処理54が施され平滑化骨部画像6
7を表わす平滑化骨部画像信号S、″(第8図(m))
が求められる。この平滑化処理54としては例えば1,
0サイクル/mm以上の低コントラスト成分のカットが
行なわれる。
次に重ね合わせ画像信号SOからこの平滑化骨部画像信
号Sl’が重みづけ引き算され、軟部画像信号82″が
求められる。この軟部画像信号82′は第8図(+)に
示すように、前回求めた軟部画像信号82′(第8図(
h))と比べ、ランダムノイズおよびノイズとしての骨
部画像の情報の双方ともさらに低減化された信号となる
。
号Sl’が重みづけ引き算され、軟部画像信号82″が
求められる。この軟部画像信号82′は第8図(+)に
示すように、前回求めた軟部画像信号82′(第8図(
h))と比べ、ランダムノイズおよびノイズとしての骨
部画像の情報の双方ともさらに低減化された信号となる
。
このようにして平滑化処理と重ね合わせ画像(原画像)
との重みづけ引き算を繰り返すことにより、ノイズが順
次低減化された骨部画像と軟部画像とを交互に得ること
ができる。
との重みづけ引き算を繰り返すことにより、ノイズが順
次低減化された骨部画像と軟部画像とを交互に得ること
ができる。
第9図は、第7図を参照して説明したサブトラクション
処理と実質同一の他の処理の流れを表わした図である。
処理と実質同一の他の処理の流れを表わした図である。
第7図等と同一の要素には該第7図等と同一の番号、記
号を付し説明は省略する。
号を付し説明は省略する。
第9図に示す処理は、第7図に示す骨部画像62を求め
るまでの処理(第2図を参照して説明した処理(但し第
2図とは骨部画像と軟部画像が入れ替っている))を、
第3図を参照して説明した処理(但し第3図とは骨部画
像と軟部画像とが入れ替っている)に置き換えたもので
あって、前述したようにこれらは互いに実質同一の処理
である。
るまでの処理(第2図を参照して説明した処理(但し第
2図とは骨部画像と軟部画像が入れ替っている))を、
第3図を参照して説明した処理(但し第3図とは骨部画
像と軟部画像とが入れ替っている)に置き換えたもので
あって、前述したようにこれらは互いに実質同一の処理
である。
尚、第9図に示した処理では最初の段階のみ、第3図を
参照して説明した処理方法に置き換えたが、この置き換
えは繰り返し行なわれる処理の任意の段階について行な
うことができいずれも実質同一の処理である。
参照して説明した処理方法に置き換えたが、この置き換
えは繰り返し行なわれる処理の任意の段階について行な
うことができいずれも実質同一の処理である。
以上のようにしてサブトラクション処理70(第1図参
照)の行なわれた処理済軟部画像46(第2図に示すサ
ブトラクション処理で求められた処理済軟部画像46で
代表させる。尚以下この処理済軟部画像を単に軟部画像
と称する。)を表わす処理済軟部画像信号82′ (以
下単に軟部画像信号S2’ と称する。)にボケマスク
処理80が施される。尚本実施例では、軟部画像46.
軟部画像信号S2’が、本発明にいうそれぞれ抽出画像
、抽出画像信号の一例と観念される。
照)の行なわれた処理済軟部画像46(第2図に示すサ
ブトラクション処理で求められた処理済軟部画像46で
代表させる。尚以下この処理済軟部画像を単に軟部画像
と称する。)を表わす処理済軟部画像信号82′ (以
下単に軟部画像信号S2’ と称する。)にボケマスク
処理80が施される。尚本実施例では、軟部画像46.
軟部画像信号S2’が、本発明にいうそれぞれ抽出画像
、抽出画像信号の一例と観念される。
第1O図は、軟部画像46を構成する多数の画素を模式
的に示した図である。・印の各点が各画素を表わし、該
各画素に軟部画像信号S2’の6値が対応している。
的に示した図である。・印の各点が各画素を表わし、該
各画素に軟部画像信号S2’の6値が対応している。
ここで所定の画素をp。とじたとき、該所定の画素p。
を取り巻く所定領域り内の多数の画素のそれぞれに対応
する軟部画像信号S2’の平均値を求め、この平均値を
所定の画素p。に対応するボケマスク信号Susとする
。この所定の画素p。
する軟部画像信号S2’の平均値を求め、この平均値を
所定の画素p。に対応するボケマスク信号Susとする
。この所定の画素p。
を一つずつ移動させなから軟部画像46の全面について
ボケマスク信号Susを得ることにより、軟部ボケ画像
S、が生成される。
ボケマスク信号Susを得ることにより、軟部ボケ画像
S、が生成される。
第11図は、軟部画像46および軟部画像信号S2’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。
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。
軟部画像46は、第11図のグラフ94に示すような空
間周波数スペクトルを有しており、軟部ボケ画像は、グ
ラフ95に示すような空間周波数スペクトルを有してい
る。ここに示すように軟部ボケ画像8Iは、軟部画像4
6の高周波数成分が低減された(相対的に低周波数成分
が強調された)画像である。
間周波数スペクトルを有しており、軟部ボケ画像は、グ
ラフ95に示すような空間周波数スペクトルを有してい
る。ここに示すように軟部ボケ画像8Iは、軟部画像4
6の高周波数成分が低減された(相対的に低周波数成分
が強調された)画像である。
次に軟部画像46(軟部画像信号82′)から軟部ボケ
画像S、 (ボケマスク信号S us)が引き算され、
これにより第11図のグラフ96に示すように、軟部画
像46の高空間周波数成分が強調された軟部強調画像8
2(軟部強調画像信号S3)が生成され、さらにこれが
8倍されて原画像41(原画像信号5O0)と足し算さ
れ、これにより処理済画像83(処理済画像信号S’)
が生成される。この処理清面像信号S′は第13図に示
すCRTデイスプレィ32に送られ、素の表示画面上に
処理済画像信号S′に基づく可視画像が再生表示される
。この再生表示された可視画像は、軟部の陰影について
周波数強調処理が施され、骨部の陰影については周波数
強調処理の施されていない画像であるため、骨部の陰影
が目立ち過ぎることなく画質の良好な軟部の陰影を観察
することができることとなる。
画像S、 (ボケマスク信号S us)が引き算され、
これにより第11図のグラフ96に示すように、軟部画
像46の高空間周波数成分が強調された軟部強調画像8
2(軟部強調画像信号S3)が生成され、さらにこれが
8倍されて原画像41(原画像信号5O0)と足し算さ
れ、これにより処理済画像83(処理済画像信号S’)
が生成される。この処理清面像信号S′は第13図に示
すCRTデイスプレィ32に送られ、素の表示画面上に
処理済画像信号S′に基づく可視画像が再生表示される
。この再生表示された可視画像は、軟部の陰影について
周波数強調処理が施され、骨部の陰影については周波数
強調処理の施されていない画像であるため、骨部の陰影
が目立ち過ぎることなく画質の良好な軟部の陰影を観察
することができることとなる。
上記実施例では、軟部画像を求めるためのサブトラクシ
ョン処理のいくつかの例を示したが、これらは例示にす
ぎず、他のサブトラクション処理を採用してもよいこと
はもちろんであるが、周波数強調処理により軟部画像に
含まれるノイズ成分が強調されすぎてかえって観察適性
の劣った画像とならぬよう、十分にノイズ成分を取り除
く処理を施すことのできるサブトラクション処理方法を
採用することが望ましい。
ョン処理のいくつかの例を示したが、これらは例示にす
ぎず、他のサブトラクション処理を採用してもよいこと
はもちろんであるが、周波数強調処理により軟部画像に
含まれるノイズ成分が強調されすぎてかえって観察適性
の劣った画像とならぬよう、十分にノイズ成分を取り除
く処理を施すことのできるサブトラクション処理方法を
採用することが望ましい。
また上記実施例では、第1図に示すように、2つの原画
像41.42のうちの原画像41 (原画像データ5o
1)を軟部強調画像82との足し算に用いたが、原画像
41に代えて原画像42を用いてもよく、また、これら
2つの原画像を重ね合わせた画像44(第2図参照)を
用いてもよい。また本発明は実質的に等価な種々に変形
された演算方法を含むものであることは当然であり、例
えば概念的には原画像−軟部画像十骨部画像 であることから、原画像に代えて骨部画像を軟部強調画
像との足し算に用いても実質的に同一の処理を行なうこ
とができ、このような実質的に等価な種々に変形された
演算方法も本発明に含まれるものである。
像41.42のうちの原画像41 (原画像データ5o
1)を軟部強調画像82との足し算に用いたが、原画像
41に代えて原画像42を用いてもよく、また、これら
2つの原画像を重ね合わせた画像44(第2図参照)を
用いてもよい。また本発明は実質的に等価な種々に変形
された演算方法を含むものであることは当然であり、例
えば概念的には原画像−軟部画像十骨部画像 であることから、原画像に代えて骨部画像を軟部強調画
像との足し算に用いても実質的に同一の処理を行なうこ
とができ、このような実質的に等価な種々に変形された
演算方法も本発明に含まれるものである。
さらに上記実施例はいずれも人体の胸部のX線画像に基
づいて軟部画像に周波数強調処理を施した例であるが、
本発明は、骨部画像を観察対象とする場合に軟部画像に
代えて骨部画像を求め、この骨部画像に周波数処理を施
すようにしてもよく、例えば、乳腺が強調された画像も
しくは悪性腫瘍が強調された画像に周波数処理を施すも
のであってもよく、一般に複数の組織からなる被写体の
放射線画像について、該複数の組織の陰影のうちの一方
のみを主たる観察対象とする場合に広く適用することが
できるものである。
づいて軟部画像に周波数強調処理を施した例であるが、
本発明は、骨部画像を観察対象とする場合に軟部画像に
代えて骨部画像を求め、この骨部画像に周波数処理を施
すようにしてもよく、例えば、乳腺が強調された画像も
しくは悪性腫瘍が強調された画像に周波数処理を施すも
のであってもよく、一般に複数の組織からなる被写体の
放射線画像について、該複数の組織の陰影のうちの一方
のみを主たる観察対象とする場合に広く適用することが
できるものである。
さらに、上記実施例は、蓄積性蛍光体シートを用いた例
であるが、本発明は蓄積性蛍光体シートを用いたものに
限られるものではなくX線フィルム(撮影に際して一般
に増感スクリーンと組合わされる)等を用いたものにも
適用することができる。
であるが、本発明は蓄積性蛍光体シートを用いたものに
限られるものではなくX線フィルム(撮影に際して一般
に増感スクリーンと組合わされる)等を用いたものにも
適用することができる。
(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処理方
法および装置は、被写体中の所定の組織が抽出された抽
出画像を表わす抽出画像信号を得、該抽出画像信号に周
波数処理を施して原画像信号と足し合わせるようにした
ため、互いの空間周波数領域が重なっていた場合であっ
ても所望とする陰影のみに周波数処理が施された、観察
適性に優れた放射線画像が生成される。
法および装置は、被写体中の所定の組織が抽出された抽
出画像を表わす抽出画像信号を得、該抽出画像信号に周
波数処理を施して原画像信号と足し合わせるようにした
ため、互いの空間周波数領域が重なっていた場合であっ
ても所望とする陰影のみに周波数処理が施された、観察
適性に優れた放射線画像が生成される。
第1図は、画像処理表示装置内で行なわれる処理の流れ
の一例を表わした図、 第2図は、サブトラクション処理の流れの一例を示した
図、 第3図は、骨部画像および骨部画像信号を処理して求め
た画像の、空間周波数スペクトルを表わした図、 第4A図、第4B図は、ある画素を中心とした所定領域
内の多数の画素に対応する画像信号の出現頻度をプロッ
トした、異なる2つのヒストグラムを表わした図、 第5図は、画像信号S1と所定領域の中心の画素の画像
信号Sl’ との差を変数とした関数の一例を表わした
図、 第6図は、画像処理表示装置内で行なわれる、第2図に
示した処理と実質同一の他の処理の流れを表わした図、 第7図は、本発明の他の実施例の処理の流れを表わした
図、 jfI8図は、第7図に示す各画像の所定の一方向につ
いてのプロファイルを模式的に表わした図、第9図は、
第7図に示した処理と実質同一の他の処理の流れを表わ
した図、 第10図は、軟部画像46を構成する多数の画素を模式
的に示した図、 第11図は、軟部画像46および軟部画像信号S2’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12図は、X線撮影装置の概略図、 第13図は、X線画像読取装置と、本発明のエネルギー
サブトラクション画像生成方法を実施した画像処理表示
装置の斜視図である。 1・・・X線撮影装置 2・・・X線管313a
、 ab、 3c・X線 4・・・被写体5・・・第
一の蓄積性蛍光体シート 6・・・フィルタ 7・・・第二の蓄積性蛍光体シート 8・・・マーク ■6・・・レーザ光源 1α・・・回転多面鏡
22・・・輝尽発光光 23・・・光ガイド2
4・・・フォトマルチプライヤ 25・・・ログアンプ 26・・・A/D変換
器30・・・画像処理表示装置 41、42・・・X線画像(原画像) 43、62.66・・・骨部画像 44・・・重ね合わせ画像(原画像) 45、63.67・・・平滑化骨部画像4B、 47.
64・・・軟部画像 48・・・ノイズ画像S、、8
5・・・平滑化軟部画像 51、52.53.54・・・平滑化処理70・・・サ
ブトラクション処理 80・・・ボケマスク処理 83・・・処理済み画
像第3図 第10図 一―−・ ・ ・ −−・ O・ ■忰・−・
・ ―−−第11図 ’3c 第13図 M’1
の一例を表わした図、 第2図は、サブトラクション処理の流れの一例を示した
図、 第3図は、骨部画像および骨部画像信号を処理して求め
た画像の、空間周波数スペクトルを表わした図、 第4A図、第4B図は、ある画素を中心とした所定領域
内の多数の画素に対応する画像信号の出現頻度をプロッ
トした、異なる2つのヒストグラムを表わした図、 第5図は、画像信号S1と所定領域の中心の画素の画像
信号Sl’ との差を変数とした関数の一例を表わした
図、 第6図は、画像処理表示装置内で行なわれる、第2図に
示した処理と実質同一の他の処理の流れを表わした図、 第7図は、本発明の他の実施例の処理の流れを表わした
図、 jfI8図は、第7図に示す各画像の所定の一方向につ
いてのプロファイルを模式的に表わした図、第9図は、
第7図に示した処理と実質同一の他の処理の流れを表わ
した図、 第10図は、軟部画像46を構成する多数の画素を模式
的に示した図、 第11図は、軟部画像46および軟部画像信号S2’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12図は、X線撮影装置の概略図、 第13図は、X線画像読取装置と、本発明のエネルギー
サブトラクション画像生成方法を実施した画像処理表示
装置の斜視図である。 1・・・X線撮影装置 2・・・X線管313a
、 ab、 3c・X線 4・・・被写体5・・・第
一の蓄積性蛍光体シート 6・・・フィルタ 7・・・第二の蓄積性蛍光体シート 8・・・マーク ■6・・・レーザ光源 1α・・・回転多面鏡
22・・・輝尽発光光 23・・・光ガイド2
4・・・フォトマルチプライヤ 25・・・ログアンプ 26・・・A/D変換
器30・・・画像処理表示装置 41、42・・・X線画像(原画像) 43、62.66・・・骨部画像 44・・・重ね合わせ画像(原画像) 45、63.67・・・平滑化骨部画像4B、 47.
64・・・軟部画像 48・・・ノイズ画像S、、8
5・・・平滑化軟部画像 51、52.53.54・・・平滑化処理70・・・サ
ブトラクション処理 80・・・ボケマスク処理 83・・・処理済み画
像第3図 第10図 一―−・ ・ ・ −−・ O・ ■忰・−・
・ ―−−第11図 ’3c 第13図 M’1
Claims (2)
- (1)互いにエネルギーの異なる複数の放射線に対して
互いに放射線吸収率の異なる複数の組織から構成される
被写体の、互いに異なるエネルギー分布を有する放射線
により形成された複数の原画像のそれぞれを表わす複数
の原画像信号に基づいて、前記被写体中の所定の組織が
抽出された抽出画像を表わす抽出画像信号を得、 前記抽出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抽出画像信号
を平均化することにより得られたボケマスク信号をSu
s、該所定の画素に対応する前記原画像信号をSorg
、該所定の画素に対応する前記抽出画像信号をS、該所
定の画素に対応する演算処理後の処理済画像信号をS′
としたとき、式 S′=Sorg+β・(S−Sus) 但し、βは係数を表わす に従う演算を、前記所定の画素を順次変えて行なうこと
により、処理済画像全面にわたる前記処理済画像信号を
求めることを特徴とする放射線画像処理方法。 - (2)互いにエネルギーの異なる複数の放射線に対して
互いに放射線吸収率の異なる複数の組織から構成される
被写体の、互いに異なるエネルギー分布を有する放射線
により形成された複数の原画像のそれぞれを表わす複数
の原画像信号が入力され、該原画像信号に基づいて、前
記被写体中の所定の組織が抽出された抽出画像を表わす
抽出画像信号を求めるサブトラクション処理手段と、 前記抽出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抽出画像信号
を平均化することにより得られたボケマスク信号をSu
s、該所定の画素に対応する前記原画像信号をSorg
、該所定の画素に対応する前記抽出画像信号をS、該所
定の画素に対応する演算処理後の処理済画像信号をS′
としたとき、式 S′=Sorg+β・(S−Sus) 但し、βは係数を表わす に従う演算を、前記所定の画素を順次変えて行なうこと
により、処理済画像全面にわたる前記処理済画像信号を
求める周波数処理手段とを備えたことを特徴とする放射
線画像処理装置。
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2282806A JPH04156689A (ja) | 1990-10-19 | 1990-10-19 | 放射線画像処理方法および装置 |
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