JPH05205049A - Radiograph processor - Google Patents
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- JPH05205049A JPH05205049A JP4011126A JP1112692A JPH05205049A JP H05205049 A JPH05205049 A JP H05205049A JP 4011126 A JP4011126 A JP 4011126A JP 1112692 A JP1112692 A JP 1112692A JP H05205049 A JPH05205049 A JP H05205049A
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Landscapes
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は放射線画像処理装置に関
し、詳しくは、非鮮鋭マスク信号を用いてオリジナル放
射線画像信号に非鮮鋭マスク処理を施す装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a radiation image processing apparatus, and more particularly, to an apparatus for subjecting an original radiation image signal to non-sharp mask processing using a non-sharp mask signal.
【０００２】[0002]
【従来の技術】一般的なＸ線撮影では、被写体透過後の
Ｘ線量のダイナミックレンジが非常に広く、Ｘ線吸収の
高い部分（低濃度部）から低い部分（高濃度部）までの
全体を、良好なコントラストでフィルム上に抽出するこ
とは困難である。例えば、胸部写真の場合には、図12に
示すように、透過Ｘ線量のヒストグラムは、肺野部から
縦隔部にかけて広い範囲に渡って分布するのに対し、フ
ィルムの階調特性は、図12に示すように、露光エネルギ
ー変化に対して得られる濃度幅が広く（階調曲線の傾き
が大きく）良好な階調特性が得られる露光エネルギー範
囲が一部に限られる。2. Description of the Related Art In general X-ray photography, the dynamic range of the X-ray dose after passing through a subject is very wide, and the entire X-ray absorption range from a low density area (low density area) to a low density area (high density area). , Difficult to extract on film with good contrast. For example, in the case of a chest photograph, as shown in FIG. 12, the histogram of the transmitted X-ray dose is distributed over a wide range from the lung field to the mediastinum, whereas the gradation characteristics of the film are As shown in 12, the exposure energy range in which the density range obtained with respect to the change in exposure energy is wide (the gradient of the gradation curve is large) and good gradation characteristics are obtained is limited to a part.
【０００３】ここで、胸部撮影の場合には、一般的に主
たる関心領域が肺野部分であり、従たる関心領域が縦隔
部分（椎骨部）となるから、肺野部分がフィルムの階調
曲線の傾きが大きく良好な階調特性が得られる範囲に該
当するように照射線量等の撮影条件を設定するから、縦
隔部分は前記階調曲線の傾きが小さい部分（図12におけ
る点線で囲まれた部分）に該当することになってしま
い、肺野部分で良好なコントラストが得られても、縦隔
部分ではコントラストが低くなってしまう。Here, in the case of chest radiography, the main region of interest is generally the lung field portion, and the subordinate region of interest is the mediastinum portion (vertebral region), so the lung field portion is the gradation of the film. Since the imaging conditions such as the irradiation dose are set so as to correspond to the range in which the gradient of the curve is large and good gradation characteristics can be obtained, the mediastinum portion is the portion where the gradient of the gradation curve is small (enclosed by the dotted line in FIG. 12). Therefore, even if a good contrast is obtained in the lung field, the contrast becomes low in the mediastinum.
【０００４】同様に、ディジタル放射線画像信号を階調
処理してフィルムに出力する場合でも、前記階調処理に
用いる階調変換テーブルは、関心領域である肺野部分に
相当する信号範囲に濃度範囲を大きくとり、肺野部分に
コントラストを付けるようにするのが一般的であり、そ
の分縦隔部分に対しては大きな濃度幅を確保することが
できなくなって、コントラストを低下させてしまうこと
になり、階調処理だけでは上記のような問題を解決する
ことは困難である。Similarly, even when a digital radiation image signal is subjected to gradation processing and output to a film, the gradation conversion table used for the gradation processing has a density range within a signal range corresponding to a lung field portion which is a region of interest. It is common to take a large value to give contrast to the lung field part, and it is not possible to secure a large density range for the mediastinum part by that much, and the contrast is lowered. Therefore, it is difficult to solve the above problems only by gradation processing.
【０００５】ここで、図13に示すように、従関心領域
（縦隔部分）の濃度を全体的に主関心領域（肺野部分）
に近づけること（ダイナミックレンジを圧縮すること）
ができれば、以上のような問題を解決し、主関心領域と
従関心領域との両方のコントラストを確保することがで
きる。以下、上記のようなダイナミックレンジの圧縮
を、イコライゼーションと呼ぶ。Here, as shown in FIG. 13, the density of the sub-region of interest (mediastinum portion) is entirely changed to the main region of interest (lung field portion).
Close to (compressing the dynamic range)
If it is possible to solve the above problems, it is possible to secure the contrast of both the main region of interest and the sub-region of interest. Hereinafter, the compression of the dynamic range as described above is called equalization.
【０００６】前記イコライゼーションの１つの方法とし
て、Ｘ線写真では各種の濃度補償フィルタが用いられて
いる。即ち、図14に示すように、蛍光体スクリーンとフ
ィルムとの間に、被写体のＸ線吸収の高い部分では光透
過率が高く、Ｘ線吸収の低い部分では光透過率が低い濃
度補償フィルタを介装することによって、被写体のＸ線
吸収のばらつきによるフィルムへの露光量のばらつき幅
を減少させる（ダイナミックレンジを圧縮する）もので
ある。As one of the equalization methods, various density compensation filters are used in X-ray photography. That is, as shown in FIG. 14, between the phosphor screen and the film, a density compensation filter having a high light transmittance in a portion of the subject having high X-ray absorption and a low light transmittance in a portion having low X-ray absorption is provided. By interposing, the variation range of the exposure amount on the film due to the variation of the X-ray absorption of the subject is reduced (the dynamic range is compressed).
【０００７】しかしながら、上記の濃度補償フィルタに
よる方法では、撮影時にフィルタを装着する煩雑さがあ
り、また、細かな濃度補償が行なえないために部分的に
情報量が低下してしまう惧れがあり、更に、濃度補償フ
ィルタの被写体に対するミスマッチによって、所期の方
向とは逆方向に濃度補償がなされてしまうことがあるな
どの問題があった。However, in the method using the density compensation filter described above, it is complicated to mount the filter at the time of photographing, and there is a possibility that the amount of information may be partially reduced because fine density compensation cannot be performed. Furthermore, there is a problem in that density compensation may be performed in the direction opposite to the intended direction due to a mismatch of the density compensation filter with the subject.
【０００８】一方、画像信号処理によるイコライゼーシ
ョンとしては、「映像情報 ＭＥＤＩＣＡＬ（メディカ
ル）」（産業開発機構（株） 1991年７月発行）に掲載
された「Dynamic-range Conversion Processing の開
発」に、医療用画像に対する画像信号処理によるイコラ
イゼーションの方法が開示されている。前記画像処理に
よるイコライゼーションの方法とは、オリジナルの画像
信号に対してその超低空間周波数成分に対応する非鮮鋭
マスク信号を求め、この非鮮鋭マスク信号に係数を乗じ
た後に、オリジナルの画像信号に対して加減算するもの
であり、前記非鮮鋭信号はオリジナルの画像の大まかな
濃淡に対応するので、前記処理によって細かい構造物に
対応する信号のコントラストはそのままに全体的なダイ
ナミックレンジを圧縮することができるものである。On the other hand, as equalization by image signal processing, "Development of Dynamic-range Conversion Processing" published in "Video Information MEDICAL (Medical)" (published in July 1991, Industrial Development Organization) A method of equalization by image signal processing for a working image is disclosed. The method of equalization by the image processing is to obtain an unsharp mask signal corresponding to the ultra-low spatial frequency component of the original image signal, and after multiplying the unsharp mask signal by a coefficient, the original image signal is obtained. Since the unsharp signal corresponds to the rough shading of the original image, the processing can compress the entire dynamic range while maintaining the contrast of the signal corresponding to the fine structure. It is possible.
【０００９】[0009]
【発明が解決しようとする課題】このように非鮮鋭マス
ク信号を用いてダイナミックレンジを圧縮する方法は、
上記の濃度補償フィルタを用いる方法におけるミスマッ
チなどの問題がなく、画像毎に最適な処理を行なうこと
ができて有効であるが、非鮮鋭マスク信号の計算に非常
に長い時間がかかってしまうという問題があった。これ
は、超低空間周波数成分に対応する非鮮鋭マスク信号を
計算するためには、非常に大きなサイズのマスク内の多
数画素の信号値を用いて各画素毎に演算を行なう必要が
あるからである。As described above, the method of compressing the dynamic range using the non-sharp mask signal is as follows.
There is no problem such as mismatch in the method of using the density compensation filter described above, and it is effective because the optimum processing can be performed for each image, but the problem that it takes a very long time to calculate the unsharp mask signal was there. This is because in order to calculate the non-sharp mask signal corresponding to the ultra-low spatial frequency component, it is necessary to perform the calculation for each pixel using the signal values of many pixels in the mask of a very large size. is there.
【００１０】前記非鮮鋭マスク信号の演算時間を短縮す
る技術として、特開昭６１−１１９２５０号公報に、マ
スク内のフィルタリング処理を行なうときに、マスク内
の全ての画素を用いずに一部の画素を利用することが開
示されているが、この場合でも、オリジナル画像の画素
毎に非鮮鋭マスク信号を演算する構成であるから、個々
の画素毎の演算時間は短縮できても、非鮮鋭マスク信号
の演算全体としては大幅な演算時間の短縮を図ることは
できない。As a technique for shortening the calculation time of the non-sharp mask signal, Japanese Patent Laid-Open No. 61-119250 discloses a part of the mask which does not use all the pixels when performing the filtering process in the mask. Although the use of pixels is disclosed, even in this case, since the non-sharp mask signal is calculated for each pixel of the original image, even if the calculation time for each pixel can be shortened, the non-sharp mask signal can be shortened. It is not possible to significantly reduce the calculation time for the entire signal calculation.
【００１１】また、医療用画像に対して画像処理を施す
場合、オリジナル画像を残しておくことが、後の診断情
報の提供において重要である場合があり、ダイナミック
レンジを圧縮する場合においても同様であるが、処理後
の画像を常にオリジナル画像と共に記憶させておくため
には、メモリ容量が２倍必要になり、膨大な情報量を有
する医療用画像においては大きな問題となってしまう。
また、上記のメモリ容量の問題を解消するために、オリ
ジナル画像のみを記憶させておき、処理後の画像が必要
になった時に毎回非鮮鋭マスク信号の演算から行なわせ
て処理済み画像を得る構成にすると、所望の処理済み画
像を得るのに時間がかかって好ましくない。When image processing is performed on a medical image, it may be important to retain the original image in the subsequent provision of diagnostic information, and the same applies when compressing the dynamic range. However, in order to always store the processed image together with the original image, the memory capacity is required to be doubled, which is a big problem in a medical image having a huge amount of information.
In addition, in order to solve the above memory capacity problem, only the original image is stored, and the processed image is obtained by calculating the unsharp mask signal every time the processed image is needed. If so, it takes time to obtain a desired processed image, which is not preferable.
【００１２】本発明は上記問題点に鑑みなされたもので
あり、短い時間で非鮮鋭マスク信号を演算することがで
き、以て、短い処理時間で非鮮鋭マスク処理を施すこと
ができるようにすると共に、オリジナル画像と非鮮鋭マ
スク処理された画像との両方を大きなメモリ容量を必要
とせずかつ短時間で得ることができる放射線画像処理装
置を提供することを目的とする。The present invention has been made in view of the above-mentioned problems, and it is possible to calculate a non-sharp mask signal in a short time and thus to perform non-sharp mask processing in a short processing time. At the same time, it is an object of the present invention to provide a radiation image processing apparatus that can obtain both an original image and an image that has undergone non-sharp mask processing in a short time without requiring a large memory capacity.
【００１３】[0013]
【課題を解決するための手段】そのため本発明にかかる
放射線画像処理装置は、画素毎のディジタルデータから
なるオリジナル放射線画像信号の超低空間周波数に対応
する非鮮鋭マスク信号を用いて前記オリジナル放射線画
像信号に非鮮鋭マスク処理を施すよう構成された放射線
画像処理装置であって、図１に示すように構成される。Therefore, the radiation image processing apparatus according to the present invention uses the non-sharp mask signal corresponding to the ultra-low spatial frequency of the original radiation image signal composed of digital data for each pixel to produce the original radiation image. A radiographic image processing apparatus configured to perform non-sharp mask processing on a signal, which is configured as shown in FIG.
【００１４】図１において、非鮮鋭マスク信号演算手段
は、オリジナル放射線画像上に選ばれた複数の標本点を
設定し、所定のマスク内に含まれる前記標本点の信号値
のみを用いてフィルタリング処理を施し、前記各標本点
毎に対応する非鮮鋭マスク信号を演算する。また、補間
演算手段は、前記演算された非鮮鋭マスク信号又は該非
鮮鋭マスク信号を用いて演算される処理用画像信号を補
間演算して、前記オリジナル放射線画像信号の画素数と
同じ画素数の画像に変換する。In FIG. 1, the non-sharp mask signal calculation means sets a plurality of sample points selected on the original radiographic image and performs a filtering process using only the signal values of the sample points included in a predetermined mask. Then, the non-sharp mask signal corresponding to each sample point is calculated. Further, the interpolation calculation means performs an interpolation calculation on the calculated non-sharp mask signal or the processing image signal calculated using the non-sharp mask signal, and an image having the same number of pixels as the number of pixels of the original radiation image signal. Convert to.
【００１５】そして、非鮮鋭マスク処理手段は、補間演
算手段で演算されたオリジナル放射線画像信号の画素数
と同じ画素数の非鮮鋭マスク信号又は処理用画像信号を
用いてオリジナル放射線画像信号に非鮮鋭マスク処理を
施す。ここで、前記非鮮鋭マスク信号演算手段が、前記
オリジナル放射線画像信号からなる画像とは別に前記標
本点毎の画像信号からなる縮小された標本点画像を作成
する標本点画像作成手段を含んで構成され、前記フィル
タリング処理及び非鮮鋭マスク信号の演算を前記標本点
画像に基づいて実行するよう構成することができる。Then, the non-sharp mask processing means uses the non-sharp mask signal or the processing image signal having the same number of pixels as the number of pixels of the original radiation image signal calculated by the interpolation calculation means to unsharpen the original radiation image signal. Mask processing is performed. Here, the non-sharp mask signal computing means includes sample point image creating means for creating a reduced sample point image composed of the image signal of each sample point separately from the image composed of the original radiation image signal. The filtering process and the calculation of the non-sharp mask signal may be performed based on the sample point image.
【００１６】また、前記オリジナル放射線画像信号と、
前記補間演算手段による補間演算前の非鮮鋭マスク信号
又は該非鮮鋭マスク信号を用いて演算された処理用画像
信号とをそれぞれに記憶する記憶手段を設け、前記補間
演算手段及び前記非鮮鋭マスク処理手段が、前記記憶手
段から読み出された画像信号に基づいてそれぞれの補間
演算及び非鮮鋭マスク処理を実行するよう構成すること
が好ましい。The original radiation image signal,
Storage means for respectively storing a non-sharp mask signal before the interpolation calculation by the interpolation calculation means or a processing image signal calculated using the non-sharp mask signal is provided, and the interpolation calculation means and the non-sharp mask processing means are provided. However, it is preferable that each interpolation calculation and non-sharp mask processing be executed based on the image signal read from the storage means.
【００１７】更に、非鮮鋭マスク信号演算手段における
フィルタリング処理として、メジアン値を用いたフィル
タリング処理を採用することが好ましい。Further, it is preferable to adopt a filtering process using a median value as the filtering process in the non-sharp mask signal calculation means.
【００１８】[0018]
【作用】かかる構成によると、非鮮鋭マスク信号を演算
するときに、オリジナル放射線画像上に選ばれた複数の
標本点を設定し、オリジナル画像上で所定マスク内に含
まれる画素の信号値を全て用いるのではなく、前記マス
ク内に含まれる前記標本点の信号値のみを用いてフィル
タリング処理を施すものであり、更に、オリジナル放射
線画像上の全ての画素について上記のようなフィルタリ
ング処理による非鮮鋭マスク信号の演算を行なうのでは
なく、前記標本点毎に非鮮鋭マスク信号を演算させる。
ここで、前記標本点は、オリジナル放射線画像上から選
ばれた画素であるため、オリジナル放射線画像の画素数
に対して非鮮鋭画像信号の画素数が少ないから、最終的
にオリジナル放射線画像信号の非鮮鋭マスク処理をする
前の段階で補間演算により画素数をオリジナルの画素数
に合わせるようにした。With this configuration, when the unsharp mask signal is calculated, a plurality of sample points selected on the original radiographic image are set, and all the signal values of the pixels included in the predetermined mask on the original image are set. Instead of using it, the filtering process is performed using only the signal values of the sample points included in the mask, and further, the non-sharp mask by the filtering process as described above for all the pixels on the original radiographic image. Instead of calculating the signal, the non-sharp mask signal is calculated for each sample point.
Here, since the sample points are pixels selected from the original radiographic image, the number of pixels of the non-sharp image signal is smaller than the number of pixels of the original radiographic image. The number of pixels is adjusted to the original number of pixels by interpolation calculation before the sharp mask processing.
【００１９】また、非鮮鋭マスク信号を演算するときに
は、標本点の信号値のみがあれば良いので、オリジナル
放射線画像信号からなる画像とは別に前記標本点毎の画
像信号からなる縮小された標本点画像（縮小オリジナル
画像）を作成し、オリジナル放射線画像信号からなる画
像を用いずに、前記標本点画像に基づいて非鮮鋭マスク
信号を作成させるよう構成できる。Further, when the non-sharp mask signal is calculated, only the signal values of the sample points are required, so that a reduced sample point composed of the image signal of each sample point is provided separately from the image composed of the original radiation image signal. An image (reduced original image) may be created, and an unsharp mask signal may be created based on the sample point image without using the image composed of the original radiation image signal.
【００２０】更に、オリジナル放射線画像信号と、補間
演算前の非鮮鋭マスク信号又は処理用画像信号とをそれ
ぞれに記憶させるようにすれば、前記補間演算前の信号
は標本点に対応する信号値のみからなり充分にデータ量
の少ない信号であるから、記憶手段におけるメモリ容量
を大幅に増大させることなく非鮮鋭マスク処理が施され
ていないオリジナル放射線画像信号が得られ、かつ、非
鮮鋭マスク処理が施された画像信号を処理画像を得たい
ときに速やかに演算させることが可能である。Further, if the original radiation image signal and the non-sharp mask signal or the image signal for processing before the interpolation calculation are stored respectively, the signal before the interpolation calculation is only the signal value corresponding to the sampling point. Since it is a signal with a sufficiently small amount of data, the original radiation image signal not subjected to the non-sharp mask processing can be obtained without significantly increasing the memory capacity in the storage means, and the non-sharp mask processing is performed. It is possible to promptly calculate the processed image signal when obtaining a processed image.
【００２１】また、メジアン値を用いたフィルタリング
処理を行なえば、かかるメジアンフィルタが濃度が急変
しているエッジ情報を保存できるという特徴を有するこ
とから、オリジナル画像の大まかな変化をより忠実に反
映した非鮮鋭マスク信号が得られる。Further, when the filtering process using the median value is carried out, the median filter has a characteristic that it can store the edge information in which the density is abruptly changed. Therefore, the rough change of the original image is reflected more faithfully. An unsharp mask signal is obtained.
【００２２】[0022]
【実施例】以下に本発明の実施例を説明する。一実施例
を示す図２は、本発明にかかる放射線画像処理装置を含
む放射線画像情報読取装置であって、医療用としての人
体の胸部放射線撮影に適用した場合の例を示す。EXAMPLES Examples of the present invention will be described below. FIG. 2, which shows an embodiment, shows a radiographic image information reading apparatus including a radiographic image processing apparatus according to the present invention, which is applied to medical chest radiography of a human body.
【００２３】ここで、放射線発生源１は、放射線制御装
置２によって制御されて、被写体（人体胸部等）Ｍに向
けて放射線（一般的にはＸ線）を照射する。記録読取装
置３は、被写体Ｍを挟んで放射線源１と対向する面に変
換パネル４を備え、該変換パネル４は放射線源１からの
照射放射線量に対する被写体Ｍの放射線透過率分布に従
ったエネルギーを輝尽層に蓄積し、そこに被写体Ｍの潜
像を形成する。The radiation source 1 is controlled by the radiation control device 2 and irradiates the subject (human chest or the like) M with radiation (generally X-rays). The recording / reading device 3 is provided with a conversion panel 4 on a surface facing the radiation source 1 with the subject M interposed therebetween, and the conversion panel 4 has energy according to a radiation transmittance distribution of the subject M with respect to an irradiation radiation amount from the radiation source 1. Are accumulated in the photostimulation layer, and a latent image of the subject M is formed there.
【００２４】前記変換パネル４は、支持体上に輝尽層
を、輝尽性蛍光体の気相堆積、或いは輝尽性蛍光体塗料
塗布によって設けてあり、該輝尽層は環境による悪影響
及び損傷を遮断するために保護部材によって遮蔽若しく
は被覆される。該輝尽性蛍光体材料としては、例えば、
特開昭６１−７２０９１号公報、或いは、特開昭５９−
７５２００号公報に開示されるような材料が使われる。The conversion panel 4 is provided with a stimulable layer on a support by vapor deposition of a stimulable phosphor or coating of a stimulable phosphor coating, and the stimulable layer has an adverse effect on the environment and It is shielded or covered by a protective member to block damage. Examples of the stimulable phosphor material include:
JP-A-61-72091 or JP-A-59-
A material as disclosed in Japanese Patent No. 75200 is used.
【００２５】光ビーム発生部（ガスレーザ，固体レー
ザ，半導体レーザ等）５は、出射強度が制御された光ビ
ームを発生し、その光ビームは種々の光学系を経由して
走査器６に到達し、そこで偏向を受け、更に、反射鏡７
で光路を偏向させて、変換パネル４に輝尽励起走査光と
して導かれる。集光体８は、輝尽励起光が走査される変
換パネル４に近接して光ファイバである集光端が位置さ
れ、上記光ビームで走査された変換パネル４からの潜像
エネルギーに比例した発光強度の輝尽発光を受光する。
９は、集光体８から導入された光から輝尽発光波長領域
の光のみを通過させるフィルタであり、該フィルタ９を
通過した光は、フォトマル10に入射して、その入射光に
対応した電流信号に光電変換される。A light beam generator (gas laser, solid-state laser, semiconductor laser, etc.) 5 generates a light beam whose emission intensity is controlled, and the light beam reaches the scanner 6 via various optical systems. , Where it is deflected, and further the reflecting mirror 7
The optical path is deflected by and is guided to the conversion panel 4 as stimulated excitation scanning light. The condensing body 8 has a condensing end, which is an optical fiber, located close to the conversion panel 4 that is scanned by the stimulated excitation light, and is proportional to the latent image energy from the conversion panel 4 that is scanned by the light beam. The stimulated emission of the emission intensity is received.
Reference numeral 9 denotes a filter that allows only light in the stimulated emission wavelength range from the light introduced from the light collector 8 to pass through. The light that has passed through the filter 9 is incident on the photomultiplier 10 and corresponds to the incident light. Photoelectrically converted into a current signal.
【００２６】フォトマル10からの出力電流は、電流／電
圧変換器11で電圧信号に変換され、増幅器12で増幅され
た後、Ａ／Ｄ変換器13で画素毎のディジタルデータから
なる放射線画像信号に変換される。そして、このディジ
タル放射線画像信号（オリジナル放射線画像信号）は、
マイクロコンピュータを内蔵した画像処理装置14に順次
出力される。An output current from the photomultiplier 10 is converted into a voltage signal by a current / voltage converter 11, amplified by an amplifier 12, and then a radiation image signal composed of digital data for each pixel by an A / D converter 13. Is converted to. And this digital radiation image signal (original radiation image signal) is
The data is sequentially output to the image processing device 14 having a built-in microcomputer.
【００２７】15は画像を記憶させておくための画像メモ
リ（磁気ディスク装置）であり、本実施例における記憶
手段に相当する。16は画像処理装置14から直接又は前記
画像メモリ15から読み出された放射線画像信号をプリン
タ17に伝送するためのインターフェイスである。18は読
取ゲイン調整回路であり、この読取ゲイン調整回路18に
より光ビーム発生部５の光ビーム強度調整、フォトマル
用高圧電源19の電源電圧調整によるフォトマル10のゲイ
ン調整、電流／電圧変換器11と増幅器12のゲイン調整、
及びＡ／Ｄ変換器13の入力ダイナミックレンジの調整が
行われ、放射線画像信号の読取ゲインが総合的に調整さ
れる。Reference numeral 15 denotes an image memory (magnetic disk device) for storing an image, which corresponds to the storage means in this embodiment. Reference numeral 16 denotes an interface for transmitting a radiation image signal read from the image processing device 14 directly or from the image memory 15 to the printer 17. Reference numeral 18 denotes a read gain adjustment circuit. The read gain adjustment circuit 18 adjusts the light beam intensity of the light beam generator 5, the gain adjustment of the Photomul 10 by adjusting the power supply voltage of the Photomulch high-voltage power supply 19, and the current / voltage converter. 11 and amplifier 12 gain adjustment,
The input dynamic range of the A / D converter 13 is adjusted, and the read gain of the radiation image signal is adjusted comprehensively.
【００２８】ここで、標本点画像作成手段，非鮮鋭マス
ク信号演算手段，補間演算手段，非鮮鋭マスク信号処理
手段としての機能を備える前記画像処理装置14では、入
力される画素毎のディジタルデータからなるオリジナル
放射線画像信号のダイナミックレンジを圧縮する処理
を、以下の演算式のいずれかに従って行なう。 １） Ｑ’＝Ｑ＋β・（Ａ−Ｑｕｓ） ２） Ｑ’＝Ｑ−β・Ｑｕｓ ３） Ｑ’＝Ｑ＋β・（Ｑ−Ｑｕｓ） 尚、Ｑはオリジナル放射線画像信号、Ｑｕｓはオリジナ
ル放射線画像信号の超低空間周波数に対応する非鮮鋭マ
スク信号、βは補正係数、Ａは定数、Ｑ’はダイナミッ
クレンジ圧縮処理（イコライゼーション処理）後の画像
信号である。Here, in the image processing device 14 having the functions of the sample point image forming means, the non-sharp mask signal calculation means, the interpolation calculation means, and the non-sharp mask signal processing means, the digital data for each pixel is input. The process of compressing the dynamic range of the original radiation image signal is performed according to one of the following arithmetic expressions. 1) Q ′ = Q + β · (A-Qus) 2) Q ′ = Q−β · Qus 3) Q ′ = Q + β · (Q-Qus) where Q is the original radiation image signal and Qus is the original radiation image signal. An unsharp mask signal corresponding to an ultralow spatial frequency, β is a correction coefficient, A is a constant, and Q ′ is an image signal after dynamic range compression processing (equalization processing).
【００２９】前記補正係数βは、前記Ｑ，Ｑｕｓ，Ａ，
（Ａ−Ｑｕｓ）の何れか、又は、これらのうちの複数パ
ラメータの組み合わせに基づいて可変設定すると良く、
Ｑ又はＱｕｓに基づいて前記補正係数βを設定させる場
合には、単調減少関数或いはステップ減少関数を用いる
ことが好ましく、特に、図３及び図４に示すように、定
数Ａを境に急激に減少する関数とすることが好ましい。
また、Ａ−Ｑｕｓを用いて補正係数βを設定させる場合
には、単調増加関数が好ましく、特に図５に示すように
Ａ−Ｑｕｓの値が負のときにβが０であるような関数を
用いると良い。但し、前記補正係数βは、予め一定値に
決めておいても良いし、画像毎に解析を行なって求めて
も良いが、値としては０から１の間が好ましい。The correction coefficient β is defined by the Q, Qus, A,
Any of (A-Qus), or variably set based on a combination of a plurality of parameters of these,
When the correction coefficient β is set based on Q or Qus, it is preferable to use a monotonically decreasing function or a step decreasing function, and in particular, as shown in FIGS. It is preferable to use a function that
Further, when the correction coefficient β is set using A-Qus, a monotonically increasing function is preferable, and in particular, a function such that β is 0 when the value of A-Qus is negative as shown in FIG. Good to use. However, the correction coefficient β may be set to a fixed value in advance or may be obtained by analyzing each image, but the value is preferably between 0 and 1.
【００３０】一方、定数Ａは、予め定めた一定値でも良
いし、それぞれの画像毎に何らかの画像解析を行なって
求めても良いが、被写体毎に放射線の透過特性や撮影条
件が異なることが一般的なので、画像毎に定数Ａを定め
るのが好ましい。例えば、画像中のある範囲（関心領
域）のヒストグラム解析を行い、その最大値，最小値，
中心値，平均値などの値やこれらの組み合わせから求め
られる値を用いることができる。また、累積ヒストグラ
ムを用いて基準となる値を求めても良い。On the other hand, the constant A may be a predetermined constant value or may be obtained by performing some kind of image analysis for each image, but it is common that the radiation transmission characteristics and the photographing conditions are different for each subject. Therefore, it is preferable to set the constant A for each image. For example, a histogram analysis of a certain range (region of interest) in the image is performed, and the maximum value, minimum value,
It is possible to use values such as the central value, the average value, etc., or the value obtained from the combination thereof. Alternatively, the reference value may be obtained using a cumulative histogram.
【００３１】上記システム構成では、変換パネル４を用
いることによってフィルムを介さずに直接ディジタル信
号として放射線画像信号を取り込む装置を例として上げ
たが、増感紙／フィルムを用いた直接撮影やミラーカメ
ラ等を用いた間接撮影によって得られたフィルムを、ス
キャナ等の画像読み取り装置で読み取ってディジタル放
射線画像信号を得る構成であっても良い。上記の変換パ
ネル４を用いるシステムの場合には、フィルムの現像や
スキャナ等による読み取りの手間がかからないので、大
量の画像を扱うときには特に好ましい。また、Ｘ線ＣＴ
などを用いてディジタル放射線画像信号を得ても良い。In the system configuration described above, the conversion panel 4 is used as an example of a device for directly capturing a radiation image signal as a digital signal without passing through a film. However, direct photographing using an intensifying screen / film or a mirror camera is used. A film obtained by indirect imaging using a device such as a scanner may be read by an image reading device such as a scanner to obtain a digital radiation image signal. The system using the conversion panel 4 described above is particularly preferable when handling a large number of images because it does not require the trouble of developing a film or reading with a scanner or the like. Also, X-ray CT
A digital radiation image signal may be obtained by using, for example.
【００３２】次に、画像処理装置14における前記非鮮鋭
マスク信号を用いたダイナミックレンジ圧縮処理（非鮮
鋭マスク処理）について、図６のフローチャートを参照
しつつ、詳細に説明する。まず、記録読取装置３から順
次送られてくるオリジナルのディジタル放射線画像信号
Ｑ（本実施例では2048×2048画素、10ビットデータ）を
記憶しながら（Ｓ１）、Ｘ軸，Ｙ軸方向（画像の横・縦
方向）とも一定画素間隔（標本点間隔Ｐ、縮小率１／
Ｐ）で間引いてサンプリングを行い、図７に示すよう
に、オリジナル放射線画像上に格子点状に選ばれた複数
の標本点（間引き画素）からなる縮小オリジナル画像
を、オリジナル画像信号とは別に装置14に内蔵されたフ
レームメモリ上に作成する（Ｓ２）。Next, the dynamic range compression processing (non-sharp mask processing) using the non-sharp mask signal in the image processing device 14 will be described in detail with reference to the flowchart of FIG. First, while storing the original digital radiation image signal Q (2048 × 2048 pixels, 10-bit data in this embodiment) sequentially sent from the recording / reading device 3 (S1), the X-axis and Y-axis directions (image Constant pixel spacing (sampling point spacing P, reduction rate 1 / horizontal)
P), sampling is performed, and as shown in FIG. 7, a reduced original image composed of a plurality of sample points (thinned pixels) selected in a grid pattern on the original radiation image is separated from the original image signal by an apparatus. It is created on the frame memory built in 14 (S2).
【００３３】次に、前記縮小オリジナル画像の各画素
（標本点）に対して、各標本点を中心とする一辺がａ画
素からなる正方形のマスク内に含まれる複数標本点の信
号値の単純平均を計算（フィルタリング処理）すること
によって、各標本点に対応する非鮮鋭マスク信号Ｑｕｓ
を求め、この縮小非鮮鋭マスク信号Ｑｕｓからなる画像
をフレームメモリ上に作成する（Ｓ３）。Next, for each pixel (sample point) of the reduced original image, a simple average of the signal values of a plurality of sample points included in a square mask centered on each sample point and having one side of a pixels. Is calculated (filtering processing) to obtain the unsharp mask signal Qus corresponding to each sample point.
And an image composed of the reduced unsharp mask signal Qus is created on the frame memory (S3).
【００３４】尚、前記マスクのサイズは、オリジナル放
射線画像上で一辺128 画素と定め、縮小オリジナル画像
上でのマスクサイズａが、ａ×Ｐ＝128 の関係を保つよ
うにした。また、前記非鮮鋭マスク信号を求めるための
フィルタリング処理は、上記の単純平均に限定されるも
のではなく、各種加重平均，メジアン値，モード値など
を用いることができる。The size of the mask is set to 128 pixels on one side on the original radiation image, and the mask size a on the reduced original image is kept axP = 128. Further, the filtering process for obtaining the non-sharp mask signal is not limited to the above-mentioned simple average, and various weighted averages, median values, mode values and the like can be used.
【００３５】特にメジアン値を用いたフィルタリング処
理では、雑音除去と同時に濃度が急激に変化しているエ
ッジ情報が保存されるという特徴を有することが知られ
ており、かかるメジアン値を用いたフィルタリング処理
を適用すれば、オリジナル画像の大まかな変化をより忠
実に反映した非鮮鋭画像が得られ、良好な画質のイコラ
イゼーション画像が得られて好ましい。図15（ａ）は、
オリジナル画像のＸ方向のプロファイルを模式的に示し
たものであり、図15（ｂ），（ｃ）はそれぞれ１次元方
向に単純平均，メジアン値を用いたフィルタリング処理
を行なった画像のプロファイルである。この図から明ら
かなように、メジアン値を用いるとオリジナル画像の大
まかな変化をより忠実に反映した非鮮鋭画像が得られ、
２次元のフィルタリングにおいても同様である。In particular, it is known that the filtering process using the median value has a feature that the edge information whose density is rapidly changing is saved at the same time as the noise removal, and the filtering process using the median value is performed. Is preferable, since an unsharp image in which a rough change of the original image is more faithfully reflected can be obtained, and an equalized image with good image quality can be obtained. Figure 15 (a) shows
FIGS. 15B and 15C are schematic views of the profile of the original image in the X direction. FIGS. 15B and 15C are profiles of the image subjected to the filtering process using the simple average and median value in the one-dimensional direction, respectively. .. As is clear from this figure, when the median value is used, an unsharp image that more faithfully reflects the rough change of the original image is obtained,
The same applies to two-dimensional filtering.
【００３６】このようなメジアン値を用いた高画質化の
効果は、縮小，補間を行なっても損なわれることはな
く、更に、メジアン値を用いたフィルタリング処理には
単純平均の数倍程度の時間がかかるため縮小画像を用い
ることによる処理時間短縮の効果が大きい。また、マス
クの形状は、矩形である必要はなく、円形でも十字型で
も×字型でも良いし、これらの組み合わせでも良いが、
計算機で扱う場合には矩形が好ましく、正方形が最も好
ましい。The effect of improving the image quality using the median value is not impaired even if the image is reduced or interpolated, and the filtering process using the median value takes a time several times as long as the simple average. Therefore, the effect of shortening the processing time by using the reduced image is great. The shape of the mask does not have to be rectangular, and may be circular, cross-shaped, cross-shaped, or a combination thereof.
When it is handled by a computer, a rectangle is preferable, and a square is most preferable.
【００３７】次に、Ｑ’＝Ｑ＋β・（Ａ−Ｑｕｓ）なる
演算式に従って、ダイナミックレンジの圧縮処理を実行
する場合には、前記縮小オリジナル画像に対して関心領
域を設定して、該関心領域におけるヒストグラム解析を
行い、前記関心領域における信号平均値を用いて前記定
数Ａを設定する。また、β＝０（Ａ−Ｑｕｓ＜０），β
＝Ｂ（Ａ−Ｑｕｓ≧０，Ｂは定数）とし、関心領域の最
大値と最小値との差の基準信号幅に対する比に0.6 を乗
じた値をＢとした。ここで、基準信号幅は、予め一定の
値に設定しておいた。Next, when the dynamic range compression processing is executed according to the arithmetic expression Q '= Q + β · (A-Qus), a region of interest is set for the reduced original image and the region of interest is set. And the constant A is set using the signal average value in the region of interest. Also, β = 0 (A-Qus <0), β
= B (A-Qus ≧ 0, B is a constant), and the value obtained by multiplying the ratio of the difference between the maximum value and the minimum value of the region of interest to the reference signal width by 0.6 is B. Here, the reference signal width is set to a constant value in advance.
【００３８】上記により定数Ａ及び補正係数βが決定さ
れたので、β・（Ａ−Ｑｕｓ）なる演算を行なって（Ｓ
４，Ｓ５）、該演算結果を縮小処理用画像信号としてフ
レームメモリ上に作成する。次に、前記縮小処理用画像
信号に対してリニア補間を施して、オリジナル放射線画
像と同じ画素数を有する処理用画像を作成する。そし
て、かかる処理用画像信号を、オリジナル放射線画像信
号に加算することで、Ｑ＋β・（Ａ−Ｑｕｓ）なる演算
が行なわれたことになり、ダイナミックレンジ圧縮処理
後の画像Ｑ’＝Ｑ＋β・（Ａ−Ｑｕｓ）が作成される
（Ｓ６）。処理後の画像は、画像メモリ15にファイリン
グされるか、又は、直接プリンタ17に出力される（Ｓ
７）。また、画像メモリ15にファイリングされた画像を
読み出して、プリンタ17に出力してハードコピーを適時
得られる構成としてある。Since the constant A and the correction coefficient β have been determined as described above, an operation of β · (A-Qus) is performed (S
4, S5), and the calculation result is created on the frame memory as an image signal for reduction processing. Next, the reduction processing image signal is subjected to linear interpolation to create a processing image having the same number of pixels as the original radiation image. Then, by adding the processing image signal to the original radiation image signal, the calculation of Q + β · (A−Qus) is performed, and the image after dynamic range compression processing Q ′ = Q + β · (A -Qus) is created (S6). The processed image is filed in the image memory 15 or directly output to the printer 17 (S
7). Further, the filing image is read out to the image memory 15 and outputted to the printer 17 to obtain a hard copy at a proper time.
【００３９】尚、処理演算式は前記１）〜３）式のいず
れであっても良く、更に、前述の式以外を用いるもので
あっても、非鮮鋭マスク信号Ｑｕｓを用いるものであれ
ば良い。図８は、複数の標本点からなる縮小オリジナル
画像のオリジナル画像に対する縮小率と、処理時間との
関係を示してある。図８から明らかなように、非鮮鋭マ
スク信号の作成に上記のような縮小画像（間引き画像）
を用いない場合には、非鮮鋭マスク信号の計算に最も時
間を要しているが、標本点間隔Ｐを増大（縮小率１／Ｐ
を減少）させることにより、非鮮鋭マスク信号の計算時
間は急激に減少し、全体の処理時間に対してオリジナル
画像と処理用画像との加算処理の時間が支配的になり、
縮小率が１／８から１／64では全処理時間に対する非鮮
鋭マスク信号の計算時間は略０に等しくなる。また、そ
れぞれの縮小率で処理を行なった画像のハードコピーを
プリンタ17で得て、縮小画像を用いないで処理した画像
と目視比較したところ何れも遜色のない画質が得られ
た。これは、元々非鮮鋭マスク信号が、オリジナル画像
の超低空間周波数に対応するものであるため、縮小・補
間による画質低下が問題とならないためである。The processing operation formula may be any one of the above formulas 1) to 3), and a formula other than the above formula may be used as long as it uses the non-sharp mask signal Qus. .. FIG. 8 shows the relationship between the reduction ratio of a reduced original image including a plurality of sample points with respect to the original image and the processing time. As is clear from FIG. 8, the reduced image (decimated image) as described above is used to create the non-sharp mask signal.
If is not used, it takes the longest time to calculate the unsharp mask signal, but the sampling point interval P is increased (reduction ratio 1 / P
By decreasing the), the calculation time of the non-sharp mask signal is drastically decreased, and the addition processing time of the original image and the processing image becomes dominant with respect to the entire processing time.
When the reduction ratio is 1/8 to 1/64, the calculation time of the non-sharp mask signal with respect to the total processing time becomes substantially 0. Further, when a hard copy of the image processed at each reduction ratio was obtained by the printer 17 and visually compared with the image processed without using the reduced image, comparable image quality was obtained. This is because the non-sharp mask signal originally corresponds to the ultra-low spatial frequency of the original image, so that the image quality deterioration due to reduction / interpolation does not pose a problem.
【００４０】医用画像の分野では、診断能の低下を招く
画質の低下は人命を左右するために、ファクシミリや複
写機などの画像と比較して特に深刻である。特に、前述
のようにフィルムを画像読み取り装置で読み込んだり変
換パネルを用いて得たディジタル放射線画像は、Ｘ線Ｃ
Ｔなどの画像に比べて一層の鮮鋭度が要求されるため
に、１画像当たりの画素数が多く、画質の低下にも敏感
となる。そのような画像に対して縮小・補間を伴う画像
処理を施すと、診断能の低下が懸念されるため従来は縮
小・補間を伴う画像処理を行なわないのが一般的であっ
た。例えば非鮮鋭マスク処理を用いた周波数強調処理に
おいては、縮小・補間を行なうと、処理した画像の周波
数特性が微妙に違ってしまい、それによって意図した通
りの周波数強調効果が得られないばかりでなく、偽画像
の発生に伴う診断能低下の惧れがあった。In the field of medical images, deterioration of image quality which causes deterioration of diagnostic ability affects human life, and is therefore particularly serious as compared with images of facsimiles and copying machines. In particular, the digital radiation image obtained by reading the film with the image reading device or using the conversion panel as described above is an X-ray C
Since sharpness is required to be higher than that of an image such as T, the number of pixels per image is large and the image quality is also sensitive to deterioration. When image processing involving reduction / interpolation is performed on such an image, there is a concern that the diagnostic ability will be deteriorated. Therefore, conventionally, image processing involving reduction / interpolation has generally not been performed. For example, in frequency enhancement processing using non-sharp mask processing, if reduction / interpolation is performed, the frequency characteristics of the processed image will differ slightly, which will not result in the intended frequency enhancement effect. , There was a risk of a decrease in diagnostic ability due to the generation of false images.
【００４１】しかしながら、非鮮鋭マスク処理によるダ
イナミックレンジの圧縮においては、画像の大まかな変
化を補償するために縮小・補間を行なっても、画質を損
なうことなく充分なダイナミックレンジ圧縮効果が得ら
れ、然も、画素数の多い画像に対しては縮小・補間を行
なうことによる処理時間短縮の効果が大きい。ここで、
上記実施例による非鮮鋭マスク信号の計算時間の短縮の
効果を、より具体的に説明する。However, in the compression of the dynamic range by the non-sharp mask processing, a sufficient dynamic range compression effect can be obtained without deteriorating the image quality even if the reduction / interpolation is performed to compensate for the rough change of the image. Of course, the effect of reducing the processing time by performing reduction / interpolation on an image having a large number of pixels is great. here,
The effect of reducing the calculation time of the non-sharp mask signal according to the above embodiment will be described more specifically.
【００４２】例えばオリジナル放射線画像をＭ×Ｎ画素
とし、オリジナル画像上でａ×ｂ画素の矩形のマスクを
用いて非鮮鋭マスク信号を計算する場合を仮定する。Ｍ
＝Ｎ＝32，ａ＝ｂ＝12とした場合に（図７におけるオリ
ジナル画像参照）、Ｍ×Ｎの全ての画素についてａ×ｂ
のマスク内に含まれる全ての画素の信号を用いて非鮮鋭
マスク信号を計算するとすれば、マスク内の信号値の単
純平均（フィルタリング処理）により非鮮鋭マスク信号
を求める場合、１画素当たりａ×ｂ回の加算をＭ×Ｎ画
素分行なう必要が生じ、その演算時間は、 Ｔ１＝（ａ×ｂ）・（Ｍ×Ｎ）＝12×12×32×32＝147456 に比例する時間となる。For example, assume that the original radiation image is M × N pixels and the non-sharp mask signal is calculated using a rectangular mask of a × b pixels on the original image. M
= N = 32 and a = b = 12 (see the original image in FIG. 7), a × b for all M × N pixels
If the non-sharp mask signal is calculated using the signals of all the pixels included in the mask, when the non-sharp mask signal is obtained by a simple average (filtering process) of the signal values in the mask, a × It is necessary to perform addition b times for M × N pixels, and the calculation time is proportional to T1 = (a × b) · (M × N) = 12 × 12 × 32 × 32 = 147456.
【００４３】ここで、計算方法を工夫することで、 Ｔ２＝（２ａ）・（Ｍ×Ｎ）＝２×12×32×32＝24576 程度に減少させることはできるが、これでもかなり長い
時間を要することになってしまう。一方、上記に示した
本実施例における非鮮鋭マスク信号の計算によると、オ
リジナル画像上に標本点（図７における＊印の画素）を
選び、それぞれの標本点のみに対して、マスク内の標本
点のみの信号値を用いて非鮮鋭マスク信号を計算し、縮
小非鮮鋭マスク画像を得て、実際にオリジナル画像に処
理用画像として加減算されるときに補間により同じ画素
数に戻す構成であるので、以下のようにして計算時間の
短縮が図れる。Here, by devising the calculation method, it is possible to reduce T2 = (2a) · (M × N) = 2 × 12 × 32 × 32 = 24576, but this still takes a considerably long time. It will be necessary. On the other hand, according to the calculation of the non-sharp mask signal in the present embodiment shown above, sample points (pixels marked with * in FIG. 7) are selected on the original image, and only the sample points in the mask are sampled. Since the non-sharp mask signal is calculated using only the signal values of the points to obtain the reduced non-sharp mask image, and when it is actually added to or subtracted from the original image as the processing image, the same number of pixels is restored by interpolation. , The calculation time can be shortened as follows.
【００４４】Ｘ軸方向，Ｙ軸方向の縮小率（間引き率）
をそれぞれ１／Ｐ，１／Ｑ（標本点間隔をＰ，Ｑ）とし
た場合には、（ａ／Ｐ×ｂ／Ｑ）回の加算を（Ｍ／Ｐ×
Ｎ／Ｑ）画素分行なうことになり、演算時間は、Ｐ＝
４，Ｑ＝４とした場合に、 Ｔ１’＝（ａ／Ｐ×ｂ／Ｑ）・（Ｍ／Ｐ×Ｎ／Ｑ） ＝（12／４）×（12／４）×（32／４）×（32／４）＝
576 に比例することになり、更に計算方法を工夫すること
で、 Ｔ２’＝（２×ａ／Ｐ）・（Ｍ／Ｐ×Ｎ／Ｑ） ＝２×（12／４）×（32／４）×（32／４）＝384 に比例する時間となる。Reduction rate in X-axis direction and Y-axis direction (thinning rate)
Are 1 / P and 1 / Q (sampling point intervals are P and Q), (a / P × b / Q) times of addition is (M / P ×
(N / Q) pixels, the calculation time is P =
4 and Q = 4, T1 ′ = (a / P × b / Q) · (M / P × N / Q) = (12/4) × (12/4) × (32/4) × (32/4) =
It becomes proportional to 576, and by further devising the calculation method, T2 ′ = (2 × a / P) · (M / P × N / Q) = 2 × (12/4) × (32/4 ) × (32/4) = 384.
【００４５】ここで、縮小画像を用いない場合と用いた
場合との演算時間の比較を行なうと、同じ計算方法によ
るＴ１同士の比較では、１／256 、Ｔ２同士の比較では
1/64と、大幅に計算時間を短縮できることになる。図７
に示した例では、縮小率を１／４としたが、実際に医療
用で用いられる画像について処理する場合には、例えば
Ｍ＝2048，Ｎ＝2048，ａ＝128 ，ｂ＝128 程度であり、
前記Ｐ，Ｑを64位まで大きくしても十分な画質が得ら
れ、Ｐ，Ｑ＝16とすれば、Ｔ１同士の比較で１／65536
、Ｔ２同士の比較でも１／4096になり、元々補間演算
に比べて非鮮鋭マスク信号の作成時間が長く然も高次の
補間演算を行なう必要がないので、補間演算の時間を考
慮しても処理時間短縮の効果は非常に大きい。Here, when the calculation time is compared between the case where the reduced image is not used and the case where the reduced image is used, the comparison of T1 by the same calculation method is 1/256, and the comparison of T2 is the same.
This means that the calculation time can be greatly reduced to 1/64. Figure 7
In the example shown in, the reduction ratio is set to 1/4, but when processing an image actually used for medical purposes, for example, M = 2048, N = 2048, a = 128, b = 128. ,
Sufficient image quality can be obtained even if P and Q are increased to the 64th place. If P and Q = 16, 1/65536 is obtained by comparing T1s.
, T2 is also 1/4096 even when compared with each other, and it takes a longer time to create an unsharp mask signal than the original interpolation operation, but there is no need to perform a higher-order interpolation operation. The effect of shortening the processing time is very large.
【００４６】マスク寸法は、画質と処理時間とに大きな
影響を及ぼし、小さい過ぎると細かい構造物のコントラ
ストを下げてしまい、大き過ぎると処理時間がかかって
しまう。マスク寸法としては、実画像上で矩形ならば１
辺の長さが、円形ならば直径が７mmから100mm が好まし
く、15mmから50mmが一層好ましく、ピクセルサイズが17
5 μm である場合には、マスクサイズは１辺又は直径が
80画素から256 画素とすることが特に好ましい。The mask size has a great influence on the image quality and the processing time. If it is too small, the contrast of fine structures is lowered, and if it is too large, it takes processing time. The mask size is 1 if it is rectangular on the actual image.
If the side length is circular, the diameter is preferably 7 mm to 100 mm, more preferably 15 mm to 50 mm, and the pixel size is 17 mm.
If it is 5 μm, the mask size is one side or diameter.
It is particularly preferable to use 80 to 256 pixels.
【００４７】また、縮小画像の縮小率は、縦横同率が好
ましいが、この限りではない。但し、縮小画像の縮小率
は、オリジナル画像に対して必要なフィルタリングのマ
スク内に含まれる総画素数Ｎ（図７の場合Ｎ＝12×12＝
144 ）に対して、（１／Ｎ） 1/8 から（１／Ｎ）3/8 が
好ましく、特に（１／Ｎ）3/16から（１／Ｎ）5/16が好
ましい。Further, the reduction ratio of the reduced image is preferably the same in the vertical and horizontal directions.
Good, but not limited to this. However, the reduction ratio of the reduced image
Is the filtering filter required for the original image.
The total number of pixels N included in the screen (in the case of FIG. 7, N = 12 × 12 =
144), (1 / N) 1/8From (1 / N)3/8But
Preferably (1 / N)3/16From (1 / N)5/16Is good
Good.
【００４８】更に、補間に用いる標本点は、オリジナル
画像上でその点を取り囲む４点を用いるが好ましく、補
間の方法は、リニア補間の他、ベル・スプライン補間，
キュービック・スプライン補間などの各種非線形補間方
向を用いることができるが、特にリニア補間は画質と処
理速度とのバランスが良く好ましい。リニア補正におけ
る補間は、図９に示すように、補間に用いる４つの格子
点（標本点）のオリジナル画像上の座標をそれぞれ（ｘ
１，ｙ１），（ｘ２，ｙ２），（ｘ３，ｙ３），（ｘ
４，ｙ４）、各格子点の信号値をｓ１，ｓ２，ｓ３，ｓ
４、補間によって求められる点の座標を（ｘ，ｙ）、求
める信号値をｓとすると、以下のような式で計算され
る。Further, it is preferable to use four points surrounding the original image as sample points to be used for interpolation. As the interpolation method, in addition to linear interpolation, bell-spline interpolation,
Various non-linear interpolation directions such as cubic spline interpolation can be used, but linear interpolation is particularly preferable because it has a good balance between image quality and processing speed. In the interpolation in the linear correction, as shown in FIG. 9, the coordinates of the four grid points (sample points) used in the interpolation on the original image are respectively (x
1, y1), (x2, y2), (x3, y3), (x
4, y4), and the signal values of each grid point are s1, s2, s3, s
4. When the coordinates of the point obtained by the interpolation are (x, y) and the signal value to be obtained is s, the following equation is used for calculation.
【００４９】 ｓ＝(1−k1) ・(1−k2）・s1＋k1・(1−k2）・s2 ＋(1−k1）・k2・s3＋k1・k2・s4 ここで、k1＝（ｘ−ｘ１）／（ｘ２−ｘ１），k2＝（ｙ
−ｙ１）／（ｙ２−ｙ１）である。尚、上記実施例で
は、縮小画像上でβ・（Ａ−Ｑｕｓ）なる演算を行なっ
てから補間演算を行なわせるようにしたが、縮小画像上
で非鮮鋭マスク信号Ｑｕｓを求めてこれを補間してオリ
ジナル画像の画素数に合わせてから、β・（Ａ−Ｑｕ
ｓ）なる演算を行なわせても良いし、Ａ−Ｑｕｓを行な
ってから補間演算して該補間された処理用画像信号に補
正係数βを乗算する構成であっても良く、図６のフロー
チャートにおいては、Ｓ３とＳ４との間、Ｓ４とＳ５と
の間、Ｓ５とＳ６との間のいずれで行なわせても良い。S = (1−k1) · (1−k2) · s1 + k1 · (1−k2) · s2 + (1−k1) · k2 · s3 + k1 · k2 · s4 where k1 = (x−x1) / (X2-x1), k2 = (y
-Y1) / (y2-y1). In the above embodiment, the calculation of β · (A-Qus) is performed on the reduced image, and then the interpolation operation is performed. However, the non-sharp mask signal Qus is obtained on the reduced image and interpolated. To match the number of pixels in the original image, then β · (A-Qu
s) may be performed, or the configuration may be such that A-Qus is performed and then interpolation calculation is performed and the interpolated processing image signal is multiplied by the correction coefficient β. May be performed either between S3 and S4, between S4 and S5, or between S5 and S6.
【００５０】但し、補間演算のタイミングとしては、縮
小画像上で行なえる演算はなるべく縮小画像上で行なわ
せ、最終的なダイナミックレンジ圧縮処理後の画像を計
算する直前又はそのときに補間演算させるのが、処理時
間を短縮する上で好ましい。また、補間処理をしながら
オリジナル放射線画像信号との演算を同時に行なっても
良く、この場合、補間後の画像を一時的に記憶しておく
必要がなくなるので、メモリ容量が少なくて済む。However, as the timing of the interpolation calculation, the calculation that can be performed on the reduced image is performed on the reduced image as much as possible, and the interpolation calculation is performed immediately before or at the time of calculating the image after the final dynamic range compression processing. However, it is preferable for shortening the processing time. Further, the calculation with the original radiation image signal may be performed at the same time while performing the interpolation process. In this case, it is not necessary to temporarily store the interpolated image, so that the memory capacity can be reduced.
【００５１】また、一般にデータ転送には時間がかかる
ので、後半の処理（特にオリジナル画像と処理用画像と
の加減算）を、プリンタや大容量画像記録装置などの他
の装置にデータを転送する際にデータ転送と並行して行
なわせると、画像処理だけのために時間を取る必要がな
く、サイクルタイムに殆ど影響を与えずにダイナミック
レンジ圧縮処理を施すことが可能となる。Further, since it generally takes time to transfer data, when transferring data in the latter half of the processing (particularly addition and subtraction of the original image and the processing image) to another device such as a printer or a large-capacity image recording device. When it is performed in parallel with the data transfer, it is not necessary to take time only for the image processing, and the dynamic range compression processing can be performed with almost no influence on the cycle time.
【００５２】更に、上記実施例によると、縮小非鮮鋭マ
スク信号を作成するに先立ち、オリジナル画像上の標本
点のみを抽出した縮小オリジナル画像をオリジナル画像
とは別にフレームメモリ上に作成し、オリジナル画像上
のマスク内に含まれる標本点の数に対応したマスクサイ
ズで縮小オリジナル画像に対してフィルタリング処理を
行なって縮小非鮮鋭マスク信号を作成する構成であり、
前記縮小非鮮鋭マスク信号の作成過程においてオリジナ
ル画像を用いないで、ダイナミックレンジ圧縮のための
中間処理（非鮮鋭信号の作成，定数Ａからの減算など）
を行なえるので、オリジナル画像を使った他の画像処理
を並行して行なうことができる。Further, according to the above-described embodiment, before the reduced non-sharp mask signal is generated, the reduced original image in which only the sample points on the original image are extracted is generated on the frame memory separately from the original image, and the original image is generated. It is a configuration for creating a reduced unsharp mask signal by performing a filtering process on the reduced original image with a mask size corresponding to the number of sample points included in the above mask,
In the process of creating the reduced unsharp mask signal, intermediate processing for dynamic range compression (creating unsharp signal, subtraction from constant A, etc.) without using the original image
Therefore, it is possible to perform other image processing using the original image in parallel.
【００５３】但し、上記のような並行的な画像処理の要
求がない場合には、図10に示すように、オリジナル画像
上から標本点に対応する画素の信号値を取り出して、縮
小非鮮鋭信号の作成等を行なわせても良い。ところで、
上記実施例では、非鮮鋭マスク信号を作成すると、この
非鮮鋭マスク信号を用いて処理された後の画像信号のみ
を記憶させる構成としたが、オリジナル放射線画像信号
と、縮小非鮮鋭マスク信号又は該縮小非鮮鋭マスク信号
を用いて作成された縮小処理用画像とを対応付けて記憶
させておき（図６におけるＳ８）、処理された画像が必
要になったときに、前記記憶させておいたオリジナル画
像と縮小非鮮鋭画像又は縮小補正用画像とを読み出し、
読み出された画像に基づいて補間やオリジナル画像との
加減算などの後半の処理（縮小非鮮鋭マスク信号の作成
を除く処理）を行なわせることもできる。However, when there is no request for parallel image processing as described above, as shown in FIG. 10, the signal value of the pixel corresponding to the sample point is extracted from the original image and the reduced unsharp signal is obtained. May be created. by the way,
In the above embodiment, when the non-sharp mask signal is created, only the image signal after being processed by using the non-sharp mask signal is stored, but the original radiation image signal and the reduced non-sharp mask signal or the The reduction processing image created using the reduced non-sharp mask signal is stored in association with the original image (S8 in FIG. 6), and when the processed image becomes necessary, the original is stored. Read out the image and reduced non-sharp image or reduced correction image,
It is also possible to perform the latter half processing (processing other than creation of the reduced unsharp mask signal) such as interpolation and addition / subtraction with the original image based on the read image.
【００５４】この場合、オリジナル画像を保存しておく
ことができ、然も、オリジナル画像と処理された画像と
の両方を記憶させる場合に比べ、記憶容量を節約するこ
とができ、更に、既に最も時間を要する非鮮鋭マスク信
号の作成は済んでいるから処理後の画像を得るための計
算量は十分に短く、処理後の画像をモニタ上に再生させ
る場合や、ハードコピーを得る場合の処理待ち時間は多
くなることはない。特に、ハードコピーを得る場合や磁
気記憶装置に出力する場合には、通常でも画像転送に時
間がかかるから、かかる転送時間を利用して前記後半の
処理を行なわせれば、見掛け上は全く処理しない場合と
同様に、処理後の画像の転送を行なわせることが可能で
ある。尚、処理後の画像とオリジナル画像との両方、或
いは、オリジナル画像のみを得たい場合があるので、必
要画像の選択手段を設け、無用な処理が行なわれないよ
うにすると良い。In this case, the original image can be saved, and the storage capacity can be saved as compared with the case where both the original image and the processed image are stored. Since the time-consuming non-sharp mask signal has been created, the amount of calculation for obtaining the processed image is sufficiently short, and the process waits when the processed image is played back on the monitor or when a hard copy is obtained. Time will never increase. Particularly, when obtaining a hard copy or outputting to a magnetic storage device, it usually takes a long time to transfer an image. Therefore, if the processing of the latter half is performed using the transfer time, no apparent processing is performed. As in the case, it is possible to transfer the processed image. Since it may be desired to obtain both the processed image and the original image, or only the original image, it is advisable to provide means for selecting the necessary image so that unnecessary processing is not performed.
【００５５】転送と処理（補間及び補正）とを同時に行
なわせる場合には、縮小画像から２ライン分のデータを
読み込んで、Ｙ方向の補間を行なってそのデータをバッ
ファメモリに記憶させ、次に、Ｘ方向の補間を行いなが
らオリジナル画像の対応する点の信号値に加算しながら
順次画像メモリ15等の外部装置に転送する構成とすれば
良い。When the transfer and the processing (interpolation and correction) are performed at the same time, two lines of data are read from the reduced image, interpolation in the Y direction is performed, and the data is stored in the buffer memory. , X-direction interpolation and addition to the signal value of the corresponding point of the original image and sequential transfer to an external device such as the image memory 15 may be performed.
【００５６】上記のように、縮小非鮮鋭マスク信号又は
縮小処理用画像信号と、オリジナル画像とを対応付けて
記憶させる場合には、少なくとも一方を指定すれば他方
は自動的に検索することが可能な状態で記憶させれば良
く、例えば同一のファイル名に基づいて記憶させれば両
者を容易に読み出すことができる。検索キーは、ファイ
ル名でも良いし、フィルムに記憶されている情報を用い
ても良い。また、ファイル名として画像識別符号を用い
ることが好ましい。As described above, when the reduced non-sharp mask signal or the image signal for reduction processing and the original image are stored in association with each other, at least one is designated and the other can be automatically searched. It is sufficient to store them in such a state, and if they are stored based on the same file name, they can be easily read. The search key may be a file name or information stored in the film. Further, it is preferable to use an image identification code as the file name.
【００５７】また、両者に別のファイル名を与える構成
であっても良く、この場合、両者のファイル名の対応を
記憶するファイルを別途作成したり、少なくとも一方の
ファイル中に他方のファイル名を記憶させたり、共通の
検索キー（例えば画像識別符号など）を両者が有してい
れば良い。更に、少なくとも一方を指定すればコンピュ
ータなどを用いて通常に行なわれる方法で他方を自動的
に検索することが可能な状態であれば良く、記憶される
記憶媒体が異なる構成でも良いが、同一の記憶媒体に同
一のファイル名で記憶させることが最も好ましい。Further, a configuration may be adopted in which different file names are given to both, and in this case, a file for storing the correspondence between the file names of both is created separately, or at least one file has the other file name. It suffices if they are stored or have a common search key (for example, an image identification code). Furthermore, it suffices if at least one of them is in a state in which the other can be automatically searched for by a method normally performed using a computer, and the storage medium to be stored may have a different configuration, but the same storage medium can be used. Most preferably, the same file name is stored in the storage medium.
【００５８】尚、上記実施例ではオリジナル画像上に複
数の標本点を選ぶときに、格子状に標本点を設定した
が、格子状に選ぶ必要はなく、図11のように千鳥状に選
んでも良いが、格子状に選ぶことが扱い易く好ましい。
また、図２に示すような構成を複数備える大病院などで
は、ホストコンピュータを設け、各撮影装置毎に得られ
た処理済み画像、又は、オリジナル画像と縮小処理用画
像とのペアデータを、ホストコンピュータに転送し、該
ホストコンピュータに付設されたデータベースに画像デ
ータを記憶させるよう構成することもできる。In the above embodiment, when a plurality of sample points were selected on the original image, the sample points were set in a grid pattern. However, it is not necessary to select in a grid pattern, and even if they are selected in a staggered pattern as shown in FIG. It is good, but it is preferable to select it in a grid pattern because it is easy to handle.
Also, in a large hospital or the like having a plurality of configurations as shown in FIG. 2, a host computer is provided to process processed images obtained for each imaging device or paired data of an original image and an image for reduction processing to a host. The image data may be transferred to a computer and stored in a database attached to the host computer.
【００５９】[0059]
【発明の効果】以上説明したように本発明によると、オ
リジナル放射線画像に、該オリジナル放射線画像信号か
ら作成した非鮮鋭マスク信号に基づいて非鮮鋭マスク処
理を施すときに、縮小された非鮮鋭マスク信号を作成し
てオリジナル画像の処理に当たっては補間によって画像
サイズを同一にしてから行なわせるようにしたので、全
処理時間内で占める割合が大きい非鮮鋭マスク信号の作
成にかかる処理時間を大幅に短縮することができ、以
て、全体の処理時間を大幅に短縮できるようになるとい
う効果がある。As described above, according to the present invention, when the original radiation image is subjected to the non-sharp mask processing based on the non-sharp mask signal created from the original radiation image signal, the reduced non-sharp mask is reduced. When the signal is created and the original image is processed, the image size is made the same after interpolation by interpolation, so the processing time required to create an unsharp mask signal, which occupies a large proportion of the total processing time, is significantly reduced. Therefore, there is an effect that the entire processing time can be significantly shortened.
【００６０】また、縮小された非鮮鋭マスク信号を作成
するときに、オリジナル画像とは別に縮小されたオリジ
ナル画像を作成するよう構成すれば、オリジナル画像を
用いた別の処理を並行して行なわせることが可能とな
る。更に、オリジナル画像信号と、縮小非鮮鋭マスク信
号又はこれに基づいて演算される縮小処理用画像とを記
憶させるようにすれば、記憶容量を節約しつつオリジナ
ル画像の保存が可能であると共に、処理済み画像が必要
になったときに短時間に処理を行なわせることができる
という効果がある。If a reduced original image is created separately from the original image when the reduced non-sharp mask signal is created, another process using the original image is performed in parallel. It becomes possible. Further, by storing the original image signal and the reduced non-sharp mask signal or the image for reduction processing calculated based on this, the original image can be saved while saving the storage capacity, and the processing can be performed. There is an effect that processing can be performed in a short time when a completed image is needed.
【００６１】また、メジアン値を用いたフィルタリング
処理を行なえば、かかるメジアンフィルタが濃度が急変
しているエッジ情報を保存できるという特徴を有するこ
とから、オリジナル画像の大まかな変化をより忠実に反
映した非鮮鋭マスク信号が得られ、以て、良好な画質の
イコライゼーション画像が得られるという効果がある。Further, if the median filter is used to perform filtering processing, the median filter has a characteristic of being able to store edge information having a sharp change in density, so that a rough change in the original image is reflected more faithfully. The non-sharp mask signal can be obtained, so that an equalized image with good image quality can be obtained.
【図１】本発明の基本構成を示すブロック図。FIG. 1 is a block diagram showing a basic configuration of the present invention.
【図２】本発明の実施例の機能構成ブロック図。FIG. 2 is a functional block diagram of an embodiment of the present invention.
【図３】非鮮鋭マスク処理に使う補正係数βの好ましい
特性を示す線図。FIG. 3 is a diagram showing a preferable characteristic of a correction coefficient β used for non-sharp mask processing.
【図４】非鮮鋭マスク処理に使う補正係数βの好ましい
特性を示す線図。FIG. 4 is a diagram showing a preferable characteristic of a correction coefficient β used for non-sharp mask processing.
【図５】非鮮鋭マスク処理に使う補正係数βの好ましい
特性を示す線図。FIG. 5 is a diagram showing a preferable characteristic of a correction coefficient β used for non-sharp mask processing.
【図６】非鮮鋭マスク処理の様子を示すフローチャー
ト。FIG. 6 is a flowchart showing a state of non-sharp mask processing.
【図７】縮小非鮮鋭マスク信号の作成の様子を画像レベ
ルで示す状態図。FIG. 7 is a state diagram showing how the reduced non-sharp mask signal is created at the image level.
【図８】縮小非鮮鋭マスク信号を用いる効果を説明する
ための線図。FIG. 8 is a diagram for explaining the effect of using a reduced unsharp mask signal.
【図９】リニア補間演算における補間演算特性を説明す
るための図。FIG. 9 is a diagram for explaining interpolation calculation characteristics in linear interpolation calculation.
【図10】オリジナル画像上での縮小非鮮鋭マスク信号の
作成を説明するための図。FIG. 10 is a diagram for explaining generation of a reduced non-sharp mask signal on an original image.
【図11】標本点設定の別の実施例を示す図。FIG. 11 is a diagram showing another example of sample point setting.
【図12】胸部放射線画像におけるダイナミックレンジと
それに伴う問題点を示す線図。FIG. 12 is a diagram showing a dynamic range in a chest radiographic image and problems associated therewith.
【図13】ダイナミックレンジの圧縮処理による効果を示
す線図。FIG. 13 is a diagram showing the effect of the compression processing of the dynamic range.
【図14】濃度補償フィルタによるダイナミックレンジの
圧縮処理の構成を示す構成図。FIG. 14 is a configuration diagram showing a configuration of dynamic range compression processing by a density compensation filter.
【図15】メジアン値を用いたフィルタリング処理の効果
を説明するための線図。FIG. 15 is a diagram for explaining the effect of a filtering process using a median value.
１ 放射線発生源 ３ 記録読取装置 14 画像処理装置 15 画像メモリ 16 インタフェイス 17 プリンタ 1 Radiation Source 3 Record Reader 14 Image Processor 15 Image Memory 16 Interface 17 Printer
Claims (4)
ナル放射線画像信号の超低空間周波数に対応する非鮮鋭
マスク信号を用いて前記オリジナル放射線画像信号に非
鮮鋭マスク処理を施すよう構成された放射線画像処理装
置であって、 オリジナル放射線画像上に選ばれた複数の標本点を設定
し、所定のマスク内に含まれる前記標本点の信号値のみ
を用いてフィルタリング処理を施し、前記各標本点毎に
対応する非鮮鋭マスク信号を演算する非鮮鋭マスク信号
演算手段と、 前記演算された非鮮鋭マスク信号又は該非鮮鋭マスク信
号を用いて演算される処理用画像信号を補間演算して、
前記オリジナル放射線画像信号の画素数と同じ画素数の
画像に変換する補間演算手段と、 該補間演算手段で演算されたオリジナル放射線画像信号
の画素数と同じ画素数の非鮮鋭マスク信号又は処理用画
像信号を用いてオリジナル放射線画像信号に非鮮鋭マス
ク処理を施す非鮮鋭マスク処理手段と、 を含んで構成された放射線画像処理装置。1. A radiographic image process configured to perform non-sharp mask processing on an original radiographic image signal using a non-sharp mask signal corresponding to an ultra-low spatial frequency of the original radiographic image signal composed of digital data for each pixel. An apparatus, wherein a plurality of sample points selected on an original radiographic image are set, filtering processing is performed using only the signal values of the sample points included in a predetermined mask, and each sample point is handled. A non-sharp mask signal calculation means for calculating a non-sharp mask signal, and an interpolation calculation of the calculated non-sharp mask signal or a processing image signal calculated using the non-sharp mask signal,
Interpolation calculation means for converting into an image having the same number of pixels as the original radiation image signal, and an unsharp mask signal or processing image having the same number of pixels as the number of pixels of the original radiation image signal calculated by the interpolation calculation means A non-sharp mask processing unit that performs non-sharp mask processing on an original radiographic image signal using the signal, and a radiographic image processing apparatus including:
リジナル放射線画像信号からなる画像とは別に前記標本
点毎の画像信号からなる縮小された標本点画像を作成す
る標本点画像作成手段を含んで構成され、前記フィルタ
リング処理及び非鮮鋭マスク信号の演算を前記標本点画
像に基づいて実行するよう構成した請求項１記載の放射
線画像処理装置。2. The non-sharp mask signal computing means includes sample point image creating means for creating a reduced sample point image consisting of an image signal of each sample point separately from the image consisting of the original radiation image signal. 2. The radiation image processing apparatus according to claim 1, wherein the filtering process and the calculation of the non-sharp mask signal are performed based on the sample point image.
間演算手段による補間演算前の非鮮鋭マスク信号又は処
理用画像信号とをそれぞれに記憶する記憶手段を設け、
前記補間演算手段及び前記非鮮鋭マスク処理手段が、前
記記憶手段から読み出された画像信号に基づいてそれぞ
れの補間演算及び非鮮鋭マスク処理を実行するよう構成
した請求項１又は２のいずれかに記載の放射線画像処理
装置。3. A storage means for storing the original radiation image signal and the non-sharp mask signal or the processing image signal before the interpolation calculation by the interpolation calculation means, respectively.
3. The interpolation calculation means and the non-sharp mask processing means are configured to execute the respective interpolation calculation and non-sharp mask processing based on the image signal read from the storage means. The described radiation image processing apparatus.
ィルタリング処理がメジアン値を用いたフィルタリング
処理であることを特徴とする請求項１，２又は３のいず
れかに記載の放射線画像処理装置。4. The radiation image processing apparatus according to claim 1, wherein the filtering process in the non-sharp mask signal calculation means is a filtering process using a median value.
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4011126A JPH05205049A (en) | 1992-01-24 | 1992-01-24 | Radiograph processor |
| US07/881,421 US5319719A (en) | 1991-05-15 | 1992-05-11 | Processing apparatus for radiographic image signals |
| EP92108028A EP0513749B1 (en) | 1991-05-15 | 1992-05-13 | Processing apparatus for radiographic image signals |
| DE69226219T DE69226219T2 (en) | 1991-05-15 | 1992-05-13 | Device for processing x-ray image signals |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4011126A JPH05205049A (en) | 1992-01-24 | 1992-01-24 | Radiograph processor |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05205049A true JPH05205049A (en) | 1993-08-13 |
Family
ID=11769327
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4011126A Pending JPH05205049A (en) | 1991-05-15 | 1992-01-24 | Radiograph processor |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH05205049A (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006087565A (en) * | 2004-09-22 | 2006-04-06 | Konica Minolta Medical & Graphic Inc | Radiation image acquisition method and radiation image acquisition apparatus |
| JP2010277599A (en) * | 2004-05-14 | 2010-12-09 | Sony Corp | Imaging device |
-
1992
- 1992-01-24 JP JP4011126A patent/JPH05205049A/en active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2010277599A (en) * | 2004-05-14 | 2010-12-09 | Sony Corp | Imaging device |
| JP2006087565A (en) * | 2004-09-22 | 2006-04-06 | Konica Minolta Medical & Graphic Inc | Radiation image acquisition method and radiation image acquisition apparatus |
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