JP3814864B2 - Radiographic image processing condition determining apparatus, image processing apparatus, radiographic image processing condition determining method, and image processing method - Google Patents

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Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は放射線画像の画像処理条件決定装置及び画像処理装置並びに放射線画像の画像処理条件決定方法及び画像処理方法に関し、詳しくは、脊椎を含む放射線画像において、主たる関心領域である脊椎全体を表現するのに適した画像処理条件を決定し、該決定された画像処理条件に従った画像処理によって脊椎画像を診断に適した見やすい画像に加工する技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線画像のような放射線画像は、病気診断用などに多く用いられており、Ｘ線画像を得る方法としては、被写体を透過したＸ線を蛍光体層を有する増感紙に照射し、これによりＸ線透過量に対応する可視光を生じさせ、この可視光を通常の写真と同様に銀塩を使用したフィルムに照射して現像した、所謂放射線写真が従来から多く利用されている。
【０００３】
病気診断用の放射線写真の中で、脊椎正面撮影写真（図11参照）及び脊椎側面撮影写真（図12参照）は、脊柱側湾症などの脊椎の異常を診断するための有効な手段として用いられているが、特に、脊柱側湾症の診断のためには、脊椎上部から下部までの全体を観察することが重要であり、少なくとも上部胸椎から腰椎までの範囲、場合によっては頭部から骨盤までの範囲が画像に含まれるように撮影を行なう必要がある。
【０００４】
ところが、脊椎部分のＸ線吸収は、脊椎に重なる部位の違いによって非常に大きな変動を示すため、通常のＸ線写真では、脊椎全体を適正な濃度及び階調で表現することが事実上不可能であった。
例えば、頚椎部分は肉が薄いのでＸ線吸収が小さく、写真濃度としては極めて高くなるのに対して、腹部と重なる下部胸椎及び腰椎は肉が厚いためＸ線吸収が大きく、写真濃度としては極めて低くなる。また、肺野から横隔膜下にかけては急激にＸ線吸収が増大するので、これらのバックグラウンドに重なる脊椎部分の写真濃度も大きく変化することになる。尚、このような肺野から横隔膜下にかけてのＸ線吸収の変動は、脊椎正面撮影写真より脊椎側面撮影写真でより顕著に表れる。
【０００５】
従って、通常のＸ線撮影において、脊椎全体の中のある部分が適正濃度で表現されるような撮影条件（照射線量，照射時間など）で撮影すると、Ｘ線吸収の異なる他の脊椎部分が白く或いは黒くとんでしまい、その部分の診断情報が全く得られなくなってしまうという問題が発生する。
そこで、従来では、被写体に対するＸ線の照射線量を位置によって変化させる補償フィルタを使用したり、Ｘ線感度が位置によって異なる感度補償増感紙を使用したり、或いは、感度の異なる複数の増感紙を並べて使用するなどの方法により、Ｘ線吸収の変動を補償するようにしていた。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、前述のいずれの方法を用いる場合であっても、患者によって体格が異なり、Ｘ線吸収のばらつき特性が患者毎に異なるため、脊椎全体について最適な補償画像を安定的に得ることができないという問題があった。
また、患者の体格に合わせてフィルタや増感紙をその都度変更する構成では、作業効率が悪く、実用的でないという問題もある。
【０００７】
更に、感度の異なる複数の増感紙を組み合わせて用いる方法の場合には、増感紙のつなぎ目部分で写真濃度が不連続に変化して、偽画像が生じてしまう惧れがあった。
ところで、近年では、銀塩フィルムを使用せずに、輝尽性蛍光体などの放射線ディテクタから放射線画像をディジタル信号として直接取り出す放射線画像生成方法が用いられるようになり（米国特許3,859,527 号、特開昭５５−１２１４４号公報等参照）、更に、前記放射線画像生成方法で得られた放射線画像をより見やすく加工する目的で、各種画像処理が施されるようになっている。
【０００８】
ここで、脊椎画像のようにダイナミックレンジの広い画像に対しては、階調処理により画像データ全体を人間の視覚特性に合わせた一定の濃度範囲に収めるようにすることが可能である（特開昭５５−１１６３４０号公報等参照）。
しかし、上記の階調処理では、人体内の全ての構造のコントラストを同時に低下させることになる。このため、脊椎画像では、椎骨の輪郭等が見にくくなり、脊柱側湾症等などの脊椎の異常を診断するに当たって、脊柱の形態の精確な診断が行なえなくなってしまうという問題がある。
【０００９】
また、ダイナミックレンジの広い画像を見やすく処理するための有効な方法として、ダイナミックレンジ圧縮処理と呼ばれる画像処理が知られている。
前記ダイナミックレンジ圧縮処理は、主たる関心領域の画像データを変化させずに、主たる関心領域以外の領域に対してダイナミックレンジを圧縮するような補正を加える方法であり（映像情報メディカル Vol.23,No.15 (1991) ,805-811阿南他 参照）、例えば脊椎画像と同様に骨部が主たる関心領域である四肢骨画像に対しては、軟部や皮膚に相当する高濃度域のみについてダイナミックレンジを圧縮することが最適であるとされていた（特開平３−２２２５７７号公報等参照）。
【００１０】
ところが、脊椎画像においては、前述のように主たる関心領域である脊椎部分そのもののダイナミックレンジが極めて広いという特徴があり、従来のダイナミックレンジ圧縮処理のように、主たる関心領域に補正を加えずに他の領域の画像データのみを加工するような画像処理では、脊柱全体の形態を診断し易く表現するという目的を達成することができなかった。
【００１１】
本発明は上記問題点に鑑みなされたものであり、脊椎を含む放射線画像において、主たる関心領域である脊椎全体を表現するのに適した画像処理条件を決定できる装置を提供し、該決定に従った画像処理によって脊椎画像を診断に適した見やすい画像に加工できるようにすることを目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
そのため請求項１記載の発明は、脊椎を含む人体を透過する放射線量に対応して形成される放射線画像の画像処理条件決定装置であって、以下の手段を含んで構成されることを特徴とする。
信号領域決定手段は、脊椎部分に相当する信号領域を決定する。
【００１３】
そして、ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段は、画像信号の関数としてダイナミックレンジ圧縮用の補正データを決定する手段であって、少なくとも前記決定された脊椎部分に相当する信号領域において画像信号の増大に伴って前記補正データが減少するように前記補正データを決定する。
また、階調処理条件決定手段は、前記決定された脊椎部分に相当する信号領域に基づいて階調変換特性を決定する。
【００１４】
かかる構成によると、脊椎部分の中でも低信号部に相当する下部胸椎や腰椎の平均信号値を高めるような補正データが設定されることになり、かかる補正データによるダイナミックレンジ圧縮処理により脊椎部分を所望の信号範囲内に収めることが可能となる。また、脊椎部分に相当する信号領域を、出力画像において見やすい濃度又は輝度に対応させる階調処理条件の決定が可能である。
【００１５】
請求項２記載の発明では、前記ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段が、脊椎部分に相当する信号領域を除く信号領域において、前記補正データを予め設定された一定値に決定する領域を有する構成とした。
かかる構成によると、脊椎部分についてはダイナミックレンジが圧縮されるが、補正データが一定値である脊椎以外の領域では実質的に補正がなされないから、脊椎以外の部分については通常の画像に近い自然な表現に仕上げることが可能となる。
【００１６】
請求項３記載の発明では、前記ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段が、画像信号の所定値以下の低空間周波数成分の信号変化のみを圧縮する補正データを決定する構成とした。
かかる構成によると、低空間周波数成分の変化のみを圧縮することになり、以て、椎骨の輪郭などの高空間周波数成分の情報を失うことなく、ダイナミックレンジの圧縮を行なわせることが可能となる。
【００１７】
請求項４記載の発明では、前記ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段が、脊椎に略平行な方向のプロファイル信号の関数として前記補正データを決定する構成とした。
かかる構成によると、脊椎を横断する左右方向に対しては、一様な補正データが用いられることになるから、左右方向の信号差を保ったまま、上下方向に対してのみダイナミックレンジが圧縮されることになる。
【００１８】
請求項５記載の発明では、前記信号領域決定手段が、画像信号のヒストグラム解析に基づいて脊椎部分に相当する信号領域を決定する構成とした。
かかる構成によると、例えばヒストグラムにおいてピーク毎に領域分けを行なうことで、脊椎部分に相当する信号領域を特定し得る。平均的な脊椎正面画像におけるヒストグラムは、骨，縦隔部分に対応するピーク、肺野，軟部に対応するピーク、直接放射線部に対応するピークの３つのピークを有するから、前記ピーク毎に分割した３つの領域内の中の最も低信号側の領域を、脊椎部分に相当する信号領域とすることができる。
【００１９】
請求項６記載の発明では、前記信号領域決定手段が、画像信号の解析によって脊椎を含む画像領域を決定する画像領域決定手段を含んで構成され、該画像領域決定手段で決定された画像領域内の画像信号に基づいて脊椎部分に相当する信号領域を決定する構成とした。
かかる構成によると、脊椎部分を含む限定された領域内の画像データのみを用いるから、画像全体の画像データに基づいて脊椎部分に相当する信号領域を決定させる場合に比べ、前記信号領域をより適切に決定し得る。
【００２０】
請求項７記載の発明では、前記階調処理条件決定手段が、前記決定された脊椎部分に相当する信号領域のコントラストが、肺野部分に相当する信号領域のコントラスト以上となるように階調処理条件を決定する構成とした。
かかる構成によると、脊椎部分を常時見やすい濃度（或いは輝度）で出力することができると共に、椎骨の輪郭などの脊椎付近の構造を効果的に強調することが可能になる。
【００２１】
一方、請求項８記載の発明は、上記の請求項１〜７のいずれか１つに記載の放射線画像の画像処理条件決定装置、及び、以下の手段を含んで放射線画像の画像処理装置を構成する。
ダイナミックレンジ圧縮処理手段は、前記ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段で決定された補正データに基づいて画像信号にダイナミックレンジ圧縮処理を施す。
【００２２】
そして、階調処理手段は、前記ダイナミックレンジ圧縮処理手段でダイナミックレンジ圧縮処理が施された画像信号に対して、前記階調処理条件決定手段で決定された階調処理条件に基づいて階調処理を施す。
かかる構成によると、脊椎部分のダイナミックレンジを圧縮する処理を施して所望の信号範囲に収めた後、更に、該圧縮処理後の信号に対して階調処理を施し、脊椎部分を見やすい濃度で、かつ、椎骨の輪郭などを効果的に強調した出力画像が得られる。
【００２３】
請求項９記載の発明では、人体を透過する放射線量に対応して形成される放射線画像を生成する放射線画像生成手段を備え、該放射線画像生成手段で生成された放射線画像に基づき画像処理条件を決定し、該決定された画像処理条件に従って前記生成された放射線画像に画像処理を施す構成とした。
かかる構成によると、脊椎画像の生成から、該脊椎画像の脊椎部分を診断読影に適した形に加工する処理までの一連の処理が可能になる。
【００２４】
請求項１０記載の発明では、前記放射線画像生成手段が、被写体を透過した放射線を輝尽性蛍光体層を有する放射線画像変換パネルに照射して放射線画像情報を蓄積記録した後に、前記放射線画像変換パネルを励起光で走査して前記蓄積記録された放射線画像情報を光電的に読み取る構成とした。
かかる構成によると、輝尽性蛍光体層を有する放射線画像変換パネルを用いた高画質かつ高効率な脊椎画像の生成から、該脊椎画像の脊椎部分を診断読影に適した形に加工する処理までの一連の処理が可能になる。
請求項１１記載の発明では、脊椎を含む人体を透過する放射線量に対応して形成される放射線画像の画像処理条件決定方法であって、脊椎部分に相当する信号領域を決定し、画像信号の関数としてダイナミックレンジ圧縮用の補正データを決定するダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段により、少なくとも前記決定された脊椎部分に相当する信号領域において画像信号の増大に伴って前記補正データが減少するように前記補正データを決定し、前記決定された脊椎部分に相当する信号領域に基づいて階調変換特性を決定することを特徴とする。
請求項１２記載の発明では、前記ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段が、脊椎部分に相当する信号領域を除く信号領域において、前記補正データを予め設定された一定値に決定する領域を有することを特徴とする。
請求項１３記載の発明では、前記ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段が、画像信号の所定値以下の低空間周波数成分の信号変化のみを圧縮する補正データを決定することを特徴とする。
請求項１４記載の発明では、前記ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段が、脊椎に略平行な方向のプロファイル信号の関数として前記補正データを決定することを特徴とする。
請求項１５記載の発明では、前記脊椎部分に相当する信号領域を決定するときに、画像信号のヒストグラム解析に基づいて当該脊椎部分に相当する信号領域を決定することを特徴とする。
請求項１６記載の発明では、前記脊椎部分に相当する信号領域を決定するときに、画像信号の解析によって脊椎を含む画像領域を決定し、この決定された画像領域内の画像信号に基づいて脊椎部分に相当する信号領域を決定することを特徴とする。
請求項１７記載の発明では、前記脊椎部分に相当する信号領域の階調変換特性を決定するときに、前記決定された脊椎部分に相当する信号領域のコントラストが、肺野部分に相当する信号領域のコントラスト以上となるように階調処理条件を決定することを特徴とする。
請求項１８記載の発明では、脊椎を含む人体を透過する放射線量に対応して形成される放射線画像の画像処理方法であって、脊椎部分に相当する信号領域を決定し、画像信号の関数としてダイナミックレンジ圧縮用の補正データを決定するダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段により、少なくとも前記決定された脊椎部分に相当する信号領域において画像信号の増大に伴って前記補正データが減少するように前記補正データを決定し、前記決定された脊椎部分に相当する信号領域に基づいて階調変換特性を決定し、前記ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段で決定された補正データに基づいて画像信号にダイナミックレンジ圧縮処理を施し、このダイナミックレンジ圧縮処理が施された画像信号に対して、前記決定された階調処理条件に基づいて階調処理を施すことを特徴とする。
請求項１９記載の発明では、人体を透過する放射線量に対応して形成される放射線画像を生成する放射線画像生成手段を備え、該放射線画像生成手段で生成された放射線画像に基づき画像処理条件を決定し、該決定された画像処理条件に従って前記生成された放射線画像に画像処理を施すことを特徴とする。
請求項２０記載の発明では、前記放射線画像生成手段が、被写体を透過した放射線を輝尽性蛍光体層を有する放射線画像変換パネルに照射して放射線画像情報を蓄積記録した後に、前記放射線画像変換パネルを励起光で走査して前記蓄積記録された放射線画像情報を 光電的に読み取るよう構成されることを特徴とする。
【００２５】
【発明の実施の形態】
以下に本発明の実施の形態を説明する。
実施形態の基本的なシステム構成を図１に示す。
図１に示す放射線画像生成手段Ａは、人体を透過する放射線の透過量に対応して形成される放射線画像の画像データを生成する手段であり、好ましくは、被写体を透過した放射線を輝尽性蛍光体層を有する放射線画像変換パネルに照射して放射線画像情報を蓄積記録した後に、前記放射線画像変換パネルを励起光で走査して前記蓄積記録された放射線画像情報を光電的に読み取るように構成した放射線画像記録読取手段を有する手段である。
【００２６】
前記放射線画像生成手段Ａで生成された放射線画像信号は、画像処理条件決定手段Ｂに読み込まれる。前記画像処理条件決定手段Ｂには、ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段Ｂ１と階調処理条件決定手段Ｂ２とが含まれ、それぞれにおいてダイナミックレンジ圧縮処理条件（補正データ）及び階調処理条件（階調変換特性）が決定される。
【００２７】
そして、画像処理手段Ｃでは、前記決定されたダイナミックレンジ圧縮処理条件及び階調処理条件に従って、放射線画像に対してダイナミックレンジ圧縮処理及び階調処理を施して、処理画像信号を出力する。
ここで、前記図１に示されるシステムの具体的な構成例を、図２に示す。
図２において、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、被写体を挟んで放射線源１と対向する面に放射線画像変換パネル４を備えており、この変換パネル４は放射線源１からの照射放射線量に対する人体各部の放射線透過率分布に従ったエネルギーを輝尽性蛍光体層に蓄積し、そこに人体各部の潜像を形成する。
【００２８】
尚、前記放射線発生源１，放射線制御装置２及び記録読取装置３によって、放射線画像生成手段Ａが構成される。
前記変換パネル４は、支持体上に輝尽性蛍光体層を、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、該輝尽性蛍光体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ている。尚、前記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。
【００２９】
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又はシート状光ガイド部材からな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、フォトマルチプライヤ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。
【００３０】
フォトマルチプライヤ10からの出力電流は、電流／電圧変換器11で電圧信号に変換され、増幅器12で増幅された後、Ａ／Ｄ変換器13でディジタルデータ（ディジタル放射線画像信号）に変換される。ここで、増幅器12としては、一般的には、電流−電圧変換増幅器と対数変換増幅器（Ｌｏｇアンプ）とを組み合わせたものを使用する。
【００３１】
そして、この被写体各部の放射線透過量に比例するディジタル画像信号は、前記画像処理条件決定手段Ｂ及び画像処理手段Ｃを含んでなる画像処理装置14において順次画像処理されて、画像処理後の画像信号がインターフェイス16を介してプリンタ17に伝送されるようになっている。
15は画像処理装置14における画像処理を制御するＣＰＵであり、Ａ／Ｄ変換器13から出力されるディジタルの放射線画像データに対して種々の画像処理（例えば空間周波数処理，ダイナミックレンジの圧縮，階調処理，拡大，縮小，移動，回転，統計処理等）を画像処理装置14において施させ、診断に適した形としてからプリンタ17に出力させ、プリンタ17で人体各部の放射線画像のハードコピーが得られるようにする。
【００３２】
尚、インタフェイス16を介して接続されるのは、ＣＲＴ等のモニタであっても良く、更に、半導体記憶装置などの記憶装置（ファイリングシステム）であっても良い。
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、フォトマルチプライヤ用高圧電源19の電源電圧調整によるフォトマルチプライヤ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。
【００３３】
本実施の形態においては、特に、脊柱側湾症などの脊椎の異常を診断するために、上記構成の放射線画像生成手段Ａを用いて脊椎正面画像又は脊椎側面画像を撮影し、該撮影した脊椎画像について画像処理を施して再生させる場合について述べる。
前記脊椎撮影のために、前記放射線画像変換パネル４の大きさは、長辺方向の長さが14インチ以上（大角サイズ以上）であることが好ましい。
【００３４】
但し、放射線画像生成手段Ａを、上記の輝尽性蛍光体ディテクタを用いる方法に限定するものではなく、例えば、放射線画像を記録した銀塩フィルムにレーザ・蛍光灯などの光源からの光を照射し、前記銀塩フィルムの透過光を光電変換してディジタル化することにより放射線画像を生成しても良い。また、非結晶セレニウムなどの半導体ディテクタを用いて、放射線の照射により生成される半導体ディテクタ表面の局所抵抗値の変化を利用して電気的に放射線画像信号を読み出す構成でも良いし、更に、放射線量子計数型検出器を用いて放射線エネルギーを直接電気信号に変換して放射線画像信号を得る構成であっても良い。
【００３５】
図３及び図４は、前記画像処理条件決定手段Ｂ（ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段Ｂ１，階調処理条件決定手段Ｂ２）及び画像処理手段Ｃの処理内容を示す機能ブロック図である。
図３及び図４において、脊椎信号領域決定部21（信号領域決定手段）では、脊椎画像信号の解析に基づいて脊椎部分に相当する信号領域が決定され、該決定に基づいて階調変換特性決定部22（階調処理条件決定手段）及びダイナミックレンジ圧縮補正データ生成部23（ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段）において、階調変換特性（階調処理条件），ダイナミックレンジ圧縮処理用補正データがそれぞれ決定される。
【００３６】
図３に示す場合、前記ダイナミックレンジ圧縮補正データ生成部23は、低空間周波数信号生成部24で生成される画像信号の低空間周波数成分の関数として前記補正データを生成する構成であるが、図４に示す場合には、脊椎に平行な方向のプロファイル信号を生成するプロファイル信号生成部27からのプロファイル信号の関数として前記補正データを生成する構成としてある。
【００３７】
前記ダイナミックレンジ圧縮補正データ生成部23で生成された補正データは、ダイナミックレンジ圧縮処理部25（ダイナミックレンジ圧縮処理手段）に出力され、ここで、オリジナル画像信号に対してダイナミックレンジ圧縮処理が施される。
更に、前記ダイナミックレンジ圧縮処理が施された信号は、階調処理部26（階調処理手段）に出力され、ここで、前記階調変換特性決定部22で決定された変換特性に従った変換処理によって階調処理が施され、階調処理後の信号が処理画像信号として前記プリンタ17等に出力されるようになっている。
【００３８】
尚、前記図３，４において、前記脊椎信号領域決定部21，ダイナミックレンジ圧縮補正データ生成部23，階調変換特性決定部22，低空間周波数信号生成部24，プロファイル信号生成部27によって、放射線画像の画像処理条件決定装置が構成され、これらとダイナミックレンジ圧縮処理部25及び階調処理部26によって放射線画像の画像処理装置が構成されることになる。
【００３９】
以下、前記図３又は図４に概略的に示した各処理機能の詳細を説明する。
まず、ダイナミックレンジ圧縮処理について説明する。
前記ダイナミックレンジ圧縮補正データ生成部23は、放射線画像の画像データの解析に基づいて、ダイナミックレンジ圧縮用の補正データを決定するものであり、前記補正データに基づく前記ダイナミックレンジ圧縮処理部25におけるダイナミックレンジ圧縮処理は、下記の式を用いて表される。
【００４０】
Ｓ’＝Ｓorg ＋Ｆ（Ｓ)
上記式において、Ｓorg は原画像信号（オリジナル画像信号）、Ｓ’は処理画像信号、Ｆ（Ｓ) は画像信号Ｓの関数として定まる補正データを表す。
ここで、前記補正データＦ（Ｓ) を決定するために用いる画像信号Ｓについて説明する。
【００４１】
前記補正データを決定するために用いる画像信号Ｓは、画像信号の低空間周波数成分に相当する信号（非鮮鋭信号）とすることが好ましい（図３「低空間周波数信号生成部24」参照）。これにより、骨のエッジなどの高空間周波数成分の情報を失うことなく、低空間周波数の信号変化のみを圧縮して、脊椎全体を所望の信号範囲に収めることができる。
【００４２】
前記低空間周波数成分に相当する画像信号を求める手法としては、例えば特開昭５５─１１６３４０号公報に開示されているように、各画素の周囲の所定範囲内の画像信号の平均値を、その画素に対応する画像信号Ｓとしても良いし、特開平６−３３９０２５号公報に開示されているように、中心画素と周囲の画素との信号差や位置関係に応じて重み付けを行った重み付き平均値を中心画素に対応する画像信号Ｓとしても良い。また、特開平７−３８７５８号公報に開示されているように、前記平均値の代わりにメジアン値を使用しても良い。
【００４３】
ここで、前記低空間周波数成分が空間周波数0.2c/mm 以下の成分であることが好ましく、空間周波数0.1c/mm 以下の成分であることがより好ましい。
一方、前記画像信号Ｓを、脊椎に略平行な方向のプロファイル信号に基づいて求める手法も有効である（図４「プロファイル信号生成部27」参照）。
即ち、脊椎が画像の上下方向に通っている場合、上下方向（Ｙ軸方向）に対するダイナミックレンジ圧縮用補正データのみをＹ軸方向のプロファイル信号に基づいて用意し、左右方向（Ｘ軸方向）に対しては一様な補正データを用いる構成とする。これは、脊椎が細長い構造であり、前述したように脊椎内での上下方向の信号値の変動は著しいが、左右方向の信号差は小さいという特徴を利用したものである。
【００４４】
上記のように、脊椎に平行な方向のプロファイル信号を用いる手法によれば、上下方向に対してのみダイナミックレンジ圧縮が施されるので、左右方向の信号差（例えば脊椎と左右に隣接する軟部との間のコントラスト）を保ったまま、脊椎全体を所望の信号範囲に収めることができる。また、画像全体の２次元的な補正データを作成する場合に比べてデータ数を大幅に少なくでき、演算時間の短縮，メモリ容量の節約，データ転送時間の短縮を図れる。
【００４５】
前記画像信号Ｓを、脊椎に平行な方向のプロファイル信号に基づいて求める場合には、例えば、予め定めたＸ＝Ｘ０のカラム上（図５（ａ）参照）で、Ｙ方向のプロファイル信号Ｐx0（Ｙ) を計算し、座標（ｘ，ｙ）の画素に対応する前記画像信号ＳとしてＰx0（ｙ）の値を使用するようにする。
ここで、前記Ｙ方向のプロファイル信号を求めるカラムＸ0 としては、例えば画像幅の１／２の値を用いることができる。また、特公平６−１２３号公報に開示される手法を用いて、プロファイル解析に基づく脊椎線の検出を行い、検出された脊椎線のＸ座標をＸ0 としても良い。
【００４６】
更に、前記プロファイル信号の代わりに、カラムＸ0 を中心とした所定幅Ｗの帯状領域において計算した平均化プロファイル信号Ｐx0,w（Ｙ) を使用することがより好ましい（図５参照）。
これにより、Ｙ軸方向の低空間周波数成分のみを補正することになるので、椎骨の上下のエッジなどの高空間周波数成分の情報が保たれることになる。前記帯状領域の幅Ｗとしては、例えば画像幅の１／６〜１／３の値を用いると良い。前記平均化プロファイル信号は、プロファイル値の単純平均により求めても良いし、中心画素と左右の画素との信号差や位置関係に応じて重み付けを行った重み付き平均や、或いは、メジアン値を用いても良い。
【００４７】
図５（ａ）に脊椎正面画像の模式図を、図５（ｂ）に前記手法により計算された平均化プロファイル信号Ｐx0,w（Ｙ) の一例を示す。
前記プロファイル信号又は平均化プロファイル信号にスムージング処理を施して、滑らかな曲線に変換した上で使用しても良い。
また、前記画像信号Ｓは、放射線画像の原画像信号を用いて算出しても良いが、特開平５−２０５０４９号公報に開示されているように、原画像上に設定した複数の標本点の信号値のみを用いて算出した後に、前記算出された画像信号に対して補間演算を行って原画像の画素数と同じ画素数に変換したものを使用しても良い。
【００４８】
次に、前記ダイナミックレンジ圧縮処理用補正データの特性を説明する。
本発明にかかるダイナミックレンジ圧縮処理では、脊椎画像における主たる関心領域である脊椎部分に相当する信号領域において、ダイナミックレンジ圧縮用補正データＦ（Ｓ) が信号値Ｓの増大に伴って減少するような補正データを使用する。
【００４９】
画像データの解析により、前記脊椎部分に相当する信号領域を決定する手法（信号領域決定手段）を以下に説明する。
前記脊椎部分に相当する信号領域は、画像データのヒストグラムを計算し、該ヒストグラムを解析することにより決定することができる。
脊柱側湾症の診断に用いられる平均的な脊椎正面画像（図５（ａ）参照）のヒストグラムの例を図６に示す。図６に示すヒストグラムは３個のピークを有し、各ピークは高信号側から順に直接放射線部分（放射線が人体を透過せずに直接ディテクタに到達した画像部分）、肺野及び軟部組織部分、脊椎等の骨及び縦隔部分に対応している。
【００５０】
ここで、例えば特開昭６３−２６２１４１号公報に開示されるように、判別基準などを用いた自動しきい値選定法により前記３個のピークにそれぞれ対応する３個の小領域に分割し、最も低信号側の小領域を前記脊椎部分に相当する信号領域とすることができる。
また、特開昭６１−２８７３８０号公報及び特開平２−２７２５２９号公報等に開示されている手法を用い、最も高信号値側のピークを除去した後に、前記自動しきい値選定法を適用して残りの領域を２個の小領域に分割しても良い。
【００５１】
また、前記高信号値側のピーク除去を行った後に、残りの信号領域の最小値と最大値の間で最小値から所定割合のところ（例えば60％）の信号値Ｓm を決定し、前記最小値から前記信号値Ｓm までの範囲を、脊椎部分に相当する信号領域としても良い。
また、前記高信号値側のピーク除去を行った後に、残りの信号領域の累積ヒストグラム値が所定の値（例えば60％）になる信号値Ｓm を決定し、前記最小値からＳm までの範囲を、脊椎部分に相当する信号領域としても良い。
【００５２】
前記脊椎部分に相当する信号領域を決定する手法としては、画像データを位置的に解析することにより脊椎を含む所望の画像領域を設定し（画像領域決定手段）、前記画像領域内の画像データに基づいて脊椎部分に相当する信号領域を決定する手法を用いても良い。
例えば、特公平６−１２３号公報に開示される手法を用いて、プロファイル解析に基づく脊椎線の検出を行い、次に、前記検出された脊椎線を中心に、左右方向に所定の幅をもつ帯状領域を前記所望画像領域として設定することができる（図５（ａ）参照）。前記帯状領域の幅としては、例えば画像幅の１／６〜１／３の値を用いると良い。
【００５３】
標準的な脊椎画像においては、脊椎が画像の左右方向の中央に位置するように撮影が行われるので、前記脊椎線の検出を行う代わりに画像の左右方向の中心線を脊椎線としても良い。
また、特開平３−２１８５７８号公報に開示される手法を用いて、図７（ａ）に示すような肺野及び脊椎を含む矩形領域を前記所望画像領域として設定しても良い。
【００５４】
上記のようにして所望の画像領域を設定すると、次に、前記所望の画像領域内の画像データに基づいて、脊椎部分に相当する信号領域を決定する。
前記所望の画像領域として図５（ａ）に示すように脊椎線を中心とした帯状領域を選んだ場合には、選んだ領域内の画像データの最小値から最大値の間を脊椎部分に相当する信号領域とすれば良い。
【００５５】
また、前記最小値及び最大値の代替として、例えば前記帯状領域内の画像データの累積ヒストグラム値が所定の値（例えば５％と95％）になる信号値の範囲を脊椎部分に相当する信号領域としても良い。上記のようにして累積ヒストグラム値が小さい方の信号と大きい方の信号とを除くことで、画像に含まれる高信号や低信号のノイズ成分の悪影響を除くことができる。
【００５６】
一方、前記所望の画像領域として図７（ａ）に示すような肺野を含む矩形領域を選んだ場合には、領域内のヒストグラムは図７（ｂ）に示すように肺野に相当するピークと脊椎を含む縦隔に相当するピークからなるので、前述した自動しきい値選定法を用いて境界の信号値Ｓm を決定し、画像全体の画像データの最小値から前記境界信号値Ｓm までを脊椎部分に相当する信号領域とすれば良い。
【００５７】
また、前記矩形領域内の画像データの最小値と最大値の間で最小値から所定割合のところ（例えば40％）の信号値Ｓm を求め、画像全体の画像データの最小値から前記所定割合となる信号値Ｓm までを脊椎部分に相当する信号領域としても良い。
更に、前記矩形領域内の画像データの最小値と最大値の間での累積ヒストグラム値が所定の値（例えば40％）になる信号値Ｓm を決定し、画像全体の画像データの最小値から前記信号値Ｓm までを脊椎部分に相当する信号領域としても良い。
【００５８】
ここで、ヒストグラム解析や画像領域決定のための画像データの解析は、放射線画像の原画像信号に対して実行しても良いが、低空間周波数成分に相当する画像信号、或いは、間引き縮小処理を行った間引き画像信号に対して実行させて、演算時間の短縮等を図ることが好ましい。
次に、前記のようにして決定された脊椎部分に相当する信号領域の情報に基づいて、ダイナミックレンジ圧縮用補正データＦ（Ｓ）を算出する手法を、図８及び図９を参照して説明する。
【００５９】
図８及び図９において、横軸は補正データ決定のための画像信号Ｓ、縦軸は補正データＦ（Ｓ）を表し、前記決定された脊椎部分に相当する信号領域を領域Ａとする。
図８の特性線ａは、領域Ａを含む全画像信号領域にわたって、信号値Ｓの増大に伴って補正データＦ（Ｓ）が一様に減少するように補正データＦ（Ｓ）を決定する例で、この場合、補正データＦ（Ｓ) は基準値をＳｘとしたときに下記の式で表されることになる。
【００６０】
Ｆ（Ｓ) ＝ｋ（Ｓx −Ｓ) （ｋは定数）
上記のような補正データＦ（Ｓ）に基づき、前述したＳ’＝Ｓorg ＋Ｆ（Ｓ) なるダイナミックレンジ圧縮処理の演算を実行することで、脊椎画像における主たる関心領域である脊椎全体のダイナミックレンジが圧縮されることになる。即ち、低信号部に相当する下部胸椎や腰椎の平均信号値を相対的に高めることで、脊椎全体を所望の信号範囲に収めることが可能になる。
【００６１】
尚、図８の特性線ａにおいては、基準値Ｓx を領域Ａの最大値と等しい値に設定してあるが、この例では補正の程度（特性線ａの傾き）が全信号領域にわたって一様なので、基準値Ｓx を領域Ａの最大値とは異なる値としても実質的な処理結果は変らない。
一方、図９の特性線ｂは、領域Ａにおいては信号値Ｓの増大に伴って補正データＦ（Ｓ) が減少するが、それ以外の領域では予め定められた一定値（ここでは０）の補正データＦ（Ｓ) が与えられるようにしたものであり、この場合、補正データＦ（Ｓ) は下記の式で表されることになる。
【００６２】
Ｆ（Ｓ) ＝ｋ( Ｓx −Ｓ) （Ｓ≦Ｓx ）
Ｆ（Ｓ) ＝０ （Ｓ＞Ｓx ）
上記特性の補正データＦ（Ｓ）によれば、主たる関心領域である脊椎全体のダイナミックレンジを圧縮すると共に、主たる関心領域以外の肺野や軟部（高信号部に相当する）は補正されず通常の画像に近い自然な表現となるので、主たる関心領域を特に際立たせた画像とすることができ、より好ましい。
【００６３】
尚、図９の特性線ｂにおいて、基準値Ｓx は領域Ａの最大値と等しい値に設定してあるが、例えば領域Ａの最大値よりも所定の値だけ大きい信号値としても良い。
また、図８及び図９のいずれの場合においても、定数ｋの値により補正の程度を調整することができ、ｋの値としては0.2 〜1.0 が好ましく、特に0.4 〜0.9 がより好ましい。
【００６４】
定数ｋの値を比較的大きく設定し、補正の程度が強い場合には、補正データＦ（Ｓ）に上限値または下限値の少なくとも一方の制限値を設けることにより、必要以上にダイナミックレンジの圧縮を行ってしまうことを防ぐことが可能である。例えば、予め定められたＦ（Ｓ) の上限値及び下限値を用いて、図８のａ’や図９のｂ’で示すように補正データを決定しても良い。
【００６５】
また、補正データ関数の傾きが変化する信号値付近で偽輪郭が発生することを防ぐために、図９のｂ”に示すような傾きを徐々に変化させて滑らかな曲線に変形しても良い。
但し、補正データＦ（Ｓ）は、図８又は図９に示した特性に限られるものではなく、少なくとも脊椎部分に相当する信号領域において、ダイナミックレンジ圧縮用補正データＦ（Ｓ）が信号値Ｓの増大に伴って減少する特性を有するものであれば良い。
【００６６】
前記ダイナミックレンジ圧縮処理部25では、上記のようにして決定されるダイナミックレンジ圧縮処理用の補正データＦ（Ｓ）に基づいて、前述したＳ’＝Ｓorg ＋Ｆ（Ｓ) なるダイナミックレンジ圧縮処理の演算を実行し、脊椎全体を所望の信号範囲に収めるようにする。
次に、階調変換特性決定部22（階調処理条件決定手段）について説明する。
【００６７】
上記に説明したダイナミックレンジ圧縮処理により、主たる関心領域である脊椎全体を所望の信号範囲に収めることができるが、前記信号範囲（脊椎全体）が出力画像において見やすい濃度又は輝度の範囲に対応していなければ、出力画像に基づいて精確な診断を行なうことができない。
そこで、階調変換特性決定部22は、画像データを解析し、特に脊椎部分に相当する信号領域に注目して階調変換特性を自動的に決定するように構成されており、これにより、患者の体形や照射Ｘ線量によって入力画像信号の分布が変動しても、常に安定して脊椎部分を見やすい濃度及び階調に仕上げることが可能となっている。
【００６８】
画像データの解析により、適切な階調変換特性（階調処理条件）を決定する手法を以下に説明する。
脊椎部分に相当する信号領域に注目して階調変換特性を決定するために、脊椎部分に相当する信号領域を決定する手法としては、前記ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段において用いたのと共通の手法を用いることができ、結果的には、前記脊椎信号領域決定部21からの信号を、ダイナミックレンジ圧縮補正データの決定と共通的に用いて、階調変換特性（階調処理条件）を決定することになる。
【００６９】
ここで、階調変換特性決定部22で決定される階調変換特性の例を図10に示す。
図10において、横軸は入力信号値（ダイナミックレンジ圧縮処理画像の信号値）、縦軸は出力信号値を表す。
図10の特性線ｃは、前記決定された脊椎部分に相当する信号領域Ａにおいてコントラストが最も高く、肺野の高信号部や直接放射線部に相当する信号領域のコントラストが０であるような折れ線状の階調変換特性を表す。
【００７０】
ここで、図10において出力信号の最小値に対応させる基準値Ｓ１としては、例えば全画像データの最小値を用いることができる。また、図10の特性線ｃにおいて、コントラストを０とする信号範囲の最小値を示す基準値Ｓu としては、例えば領域Ａの上限よりも所定の値だけ大きい信号値や、図７で求めた領域内の画像データの最小値と最大値の間で最小値から所定割合のところ（例えば90％）の信号値を用いることができる。
【００７１】
また、画像データを解析して基準値Ｓ1 及びＳu の両方を決定し、階調変換特性を生成する構成であっても良く、更に、Ｓl またはＳu のうちの一方を決定して直線ｃの傾きは予め定められた一定値を用いることにより階調変換特性を生成しても良い。
直線ｃの傾きは、例えば横軸を照射Ｘ線量の対数値で、縦軸をハードコピー出力画像の写真濃度で表した場合には、2.0 〜6.0 程度であることが好ましい。
【００７２】
一方、図10の特性線ｄは、脊椎部分に相当する信号領域Ａにおいてコントラストが最も高く、肺野の高信号部や直接放射線部に相当する信号領域のコントラストがやや低い折れ線状の階調変換特性を表す。
また、図10の特性線ｅは、ｃの高信号部を滑らかな曲線に置き換えた階調変換特性を表す。
【００７３】
ここで、観察者の好みに応じて、前記ｃ，ｄ，ｅ等に示す変換特性の上下を反転させて白黒反転階調の変換特性としても良い。
前記階調変換特性は、入力信号値と出力信号値との対応を表すルックアップテーブルとして記憶しておくのが実用的であり、前記ルックアップテーブルは、階調処理条件決定の際にその都度作成しても良いし、特開昭５９−８３１４９号公報に開示されているように、予め記憶された基準ルックアップテーブルを補正することにより所望のルックアップテーブルを得るようにしても良い。
【００７４】
上記のように、脊椎部分に相当する信号領域に基づいて階調処理条件（階調変換特性）を決定すると、階調処理部26では、ダイナミックレンジ圧縮処理部25で処理された画像信号を、前記階調処理条件の下で変換して処理済みの出力信号をプリンタ等の画像出力装置に出力する。
以上のような階調変換特性に基づく階調処理により、脊椎部分を常に見やすい濃度（輝度）で出力することができると共に、脊椎部分のコントラストが増大するので、椎骨の輪郭など脊椎付近の構造が効果的に強調される。
【００７５】
また、予め脊椎全体を所望の信号範囲に収めたダイナミックレンジ圧縮処理画像に対して階調処理を適用するので、階調変換により脊椎部分に相当する信号領域のコントラストを立てても、脊椎の信号範囲が必要以上に広がって見にくい濃度（輝度）範囲にかかることを回避できる。
尚、階調変換特性は図12に示したものに限定されるものではなく、脊椎部分に相当する信号領域Ａのコントラストが、肺野部分に相当する信号領域のコントラスト以上となる特性のものであれば良い。
【００７６】
また、上記のようにして決定されるダイナミックレンジ圧縮処理条件決定及び階調処理条件決定を、画像全面の画像データに対して適用しても良いが、好ましくは、放射線照射野領域の識別処理を前処理として施し、識別された照射野内の画像データに対してのみ適用することが好ましい。
前記照射野領域の識別は、例えば特開平５−７５７９号公報に開示されるような方法を用いて行なうことが可能である。具体的には、ディジタル放射線画像信号の間引き縮小処理を行ってから、画像領域を複数の小領域に分割し、各小領域毎に、当該小領域内に含まれる画像信号の分散値を求める。そして、分散値が所定値以上である小領域（含まれる画像信号のばらつき範囲が広い小領域）が所定数以上含まれる小領域の行・列を照射野の輪郭を規定する候補として設定する。更に、前記照射野輪郭の候補として設定された小領域の外側の小領域での画像信号に基づいて、前記輪郭識別の結果の正誤を判断し、該判断結果に基づいて最終的に照射野領域を特定する。
【００７７】
更に、上記のダイナミックレンジ圧縮処理条件決定または階調処理条件決定は、予め定めた１種類のアルゴリズムに従って実行される構成としても良いが、例えば処理画像の出力先に応じて複数のアルゴリズムの中から１種類のアルゴリズムを選択して実行する構成とすることもできる。
また、上記のダイナミックレンジ圧縮処理条件決定または階調処理条件決定において用いられる各種処理パラメータは、予め定めた１種類の処理パラメータのセットを用いる構成としても良いが、例えば処理画像の出力先に応じて複数の処理パラメータセットの中から１種類のセットを選択して用いる構成とすることもできる。
【００７８】
また、ある放射線画像の画像データに基づいて決定された画像処理条件を用いてその画像データ自身を処理する構成の他、同一の被写体に対して撮影を２回行い、１回目の撮影（先読み）で得られた画像データに基づいて画像処理条件を決定し、２回目（本読み）で得られた画像データに対して画像処理を施すようにしても良い。
【００７９】
また、上記では、ダイナミックレンジ圧縮処理及び階調処理のみを示したが、この他に、拡大，縮小，移動，回転などの種々の加工を施しても良いことは明らかである。
更に、本発明の画像処理条件決定装置及び画像処理装置によって得られた結果を磁気ディスクや光ディスク等のデータ保存装置に保存する場合には、処理画像データを記録しても良いが、前述のようにして決定された各種画像処理条件を表すデータを原画像データと対応づけて記録しても良い。例えば、原画像データを格納したファイルのヘッダ情報に前記画像処理条件を表すデータを含めても良い。また、本発明の画像処理条件決定の過程で用いた間引き縮小画像データ、プロファイル情報、ヒストグラム情報、画像領域情報、及び、信号領域情報などを表すデータも前記ヘッダ情報に含めても良い。これにより、一旦保存された画像に対する画像処理の再実行や、処理パラメータ等を変更しての再処理が容易になる。
【００８０】
【発明の効果】
以上説明したように、請求項１又は１１記載の発明によると、信号値の変動が大きな脊椎部分を所望の信号範囲内に収めることができる共に、出力画像において脊椎部分を見やすい濃度又は輝度に仕上げることができる画像処理条件を決定できるという効果がある。
【００８１】
請求項２又は１２記載の発明によると、脊椎全体については診断読影に適した加工を施しつつ、脊椎以外の部分については通常の画像に近い自然な表現に仕上げる画像処理条件を定めることができるという効果がある。
請求項３又は１３記載の発明によると、椎骨の輪郭などの高空間周波数成分の情報を失うことなく、脊椎部分のダイナミックレンジを圧縮させることができる画像処理条件を決定できるという効果がある。
【００８２】
請求項４又は１４記載の発明によると、脊椎部分と左右に隣接する軟部とのコントラストを失うことなく、脊椎の上下方向の信号変化のみを圧縮することが可能な画像処理条件を決定できるという効果がある。
請求項５又は１５記載の発明によると、患者の体格等による画像毎の信号分布の変動に関わらず、脊椎全体の診断読影に適した画像処理条件を決定できるという効果がある。
【００８３】
請求項６又は１６記載の発明によると、脊椎部分を含む領域に限定して脊椎部分に相当する信号領域を決定することで、より精度良く脊椎全体の診断読影に適した画像処理条件を決定できるという効果がある。
請求項７又は１７記載の発明によると、椎骨の輪郭などを効果的に強調し得る画像処理条件を決定できるという効果がある。
【００８４】
請求項８又は１８記載の発明によると、脊椎全体の診断読影に適した画像処理が施され、医師の診断性能の向上に寄与する出力画像を生成できるという効果がある。
請求項９又は１９記載の発明によると、脊椎画像の生成から、脊椎全体の診断読影に適した画像処理までの一連の処理を行なえるようになるという効果がある。
請求項１０又は２０記載の発明によると、高画質かつ高効率な脊椎画像の生成から、脊椎全体の診断読影に適した画像処理までの一連の処理を行なえるようになるという効果がある。
【図面の簡単な説明】
【図１】実施形態の基本構成を示すブロック図。
【図２】実施形態における具体的なシステム構成を示すブロック図。
【図３】画像処理の内容を示す機能ブロック図。
【図４】画像処理の内容を示す機能ブロック図。
【図５】脊椎正面画像の特性を示す図であって、（ａ）は脊椎正面画像の模式図、（ｂ）は脊椎正面画像におけるＹ方向の平均化プロファイル信号を示す線図。
【図６】脊椎正面画像におけるヒストグラムを示す線図。
【図７】脊椎正面画像に設定される矩形領域の特性を示す図であって、（ａ）は矩形領域の設定例を示す脊椎正面画像の模式図、（ｂ）は前記矩形領域内でのヒストグラムを示す線図。
【図８】ダイナミックレンジ圧縮補正データの特性を示す線図。
【図９】ダイナミックレンジ圧縮補正データの特性を示す線図。
【図１０】階調変換特性を示す線図。
【図１１】脊椎正面画像の概観を示す図。
【図１２】脊椎側面画像の概観を示す図。
【符号の説明】
１ 放射線発生源
２ 放射線制御装置
３ 記録読取装置
４ 変換パネル
５ 光ビーム発生部
10 フォトマルチプライヤ
14 画像処理装置
15 ＣＰＵ
17 プリンタ
21 脊椎信号領域決定部
22 階調変換特性決定部
23 ダイナミックレンジ圧縮補正データ生成部
24 低空間周波数信号生成部
25 ダイナミックレンジ圧縮処理部
26 階調処理部
27 プロファイル信号生成部[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
  The present invention relates to an image processing condition determination apparatus and an image processing apparatus for radiographic images.And image processing condition determination method and image processing method for radiation imageSpecifically, in a radiological image including the spine, an image processing condition suitable for representing the entire spine that is the main region of interest is determined, and the spine image is diagnosed by image processing according to the determined image processing condition. The present invention relates to a technique for processing an easy-to-view image suitable for the camera.
[0002]
[Prior art]
Radiation images such as X-ray images are often used for diagnosing diseases, and an X-ray image is obtained by irradiating an intensifying screen having a phosphor layer with X-rays transmitted through a subject. Conventionally, so-called radiographs in which visible light corresponding to the amount of X-ray transmission is generated and developed by irradiating a film using silver salt with the visible light in the same manner as ordinary photographs have been widely used.
[0003]
Among radiographs for diagnosing diseases, frontal spine photographs (see Figure 11) and lateral spinal photographs (see Figure 12) are used as an effective means for diagnosing spinal abnormalities such as scoliosis. However, in particular, for the diagnosis of scoliosis, it is important to observe the entire spine from the upper part to the lower part, at least from the upper thoracic vertebra to the lumbar spine, and in some cases from the head to the pelvis. It is necessary to shoot so that the range up to is included in the image.
[0004]
However, the X-ray absorption of the spine portion shows very large fluctuations due to the difference in the portion overlapping the spine, so it is practically impossible to express the entire spine with appropriate density and gradation in normal X-ray photography. Met.
For example, the cervical spine has a thin flesh, so the X-ray absorption is small and the photographic density is extremely high, whereas the lower thoracic vertebra and the lumbar vertebra, which overlap the abdomen, are thick, so the X-ray absorption is large, so Lower. In addition, since X-ray absorption rapidly increases from the lung field to below the diaphragm, the photographic density of the spine portion overlapping these backgrounds also greatly changes. Note that such fluctuations in X-ray absorption from the lung field to the subdiaphragm appear more prominently in the vertebral side photograph than in the vertebral front photograph.
[0005]
Therefore, in normal X-ray imaging, when imaging is performed under imaging conditions (irradiation dose, irradiation time, etc.) that express a certain portion of the entire vertebra at an appropriate density, other vertebrae portions having different X-ray absorption are white. Alternatively, the problem is that the image is blackened and diagnostic information of the portion cannot be obtained at all.
Therefore, conventionally, a compensation filter that changes the X-ray irradiation dose to the subject depending on the position, a sensitivity compensation intensifying screen whose X-ray sensitivity differs depending on the position, or a plurality of intensifications having different sensitivities are used. Variations in X-ray absorption have been compensated by methods such as using paper side by side.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
However, even if any of the above-described methods is used, the physique differs depending on the patient, and the variation characteristic of X-ray absorption differs depending on the patient, so that it is impossible to stably obtain an optimal compensation image for the entire spine. There was a problem.
In addition, the configuration in which the filter and the intensifying screen are changed each time according to the patient's physique has a problem that the work efficiency is low and is not practical.
[0007]
Furthermore, in the case of using a combination of a plurality of intensifying screens having different sensitivities, there is a concern that the photographic density changes discontinuously at the joint portions of the intensifying screens, and a false image is generated.
By the way, in recent years, a radiation image generating method for directly extracting a radiation image as a digital signal from a radiation detector such as a stimulable phosphor without using a silver salt film has been used (US Pat. No. 3,859,527, JP, In addition, various image processing is performed for the purpose of processing the radiographic image obtained by the radiographic image generation method more easily.
[0008]
Here, for an image with a wide dynamic range such as a spine image, it is possible to fit the entire image data within a certain density range in accordance with human visual characteristics by gradation processing (Japanese Patent Application Laid-Open (JP-A)). (See Sho 55-116340).
However, in the above gradation processing, the contrast of all structures in the human body is simultaneously reduced. For this reason, in the spine image, it is difficult to see the outline of the vertebrae, and in diagnosing spinal abnormalities such as scoliosis, there is a problem that accurate diagnosis of the shape of the spine cannot be performed.
[0009]
In addition, as an effective method for processing an image having a wide dynamic range in an easy-to-view manner, image processing called dynamic range compression processing is known.
The dynamic range compression processing is a method of adding correction that compresses the dynamic range to regions other than the main region of interest without changing the image data of the main region of interest (Video Information Medical Vol. 23, No. .15 (1991), 805-811 Anan et al.) For example, for limb bone images where the bone is the main region of interest, as in spine images, the dynamic range is applied only to the high density region corresponding to the soft part and skin. It was said that compression was optimal (see Japanese Patent Application Laid-Open No. 3-22577).
[0010]
However, the spine image has a feature that the dynamic range of the spine portion itself, which is the main region of interest, is extremely wide as described above. Other than the conventional dynamic range compression process, the main region of interest is not corrected. In image processing that processes only the image data of this area, the purpose of easily diagnosing the form of the entire spinal column could not be achieved.
[0011]
The present invention has been made in view of the above problems, and provides an apparatus capable of determining image processing conditions suitable for representing the entire spine, which is the main region of interest, in a radiographic image including the spine, and in accordance with the determination. It is an object of the present invention to make it possible to process a spine image into an easy-to-view image suitable for diagnosis by image processing.
[0012]
[Means for Solving the Problems]
Therefore, the invention described in claim 1 is a radiographic image processing condition determination apparatus formed corresponding to the radiation dose transmitted through the human body including the spine, and includes the following means. To do.
The signal area determining means determines a signal area corresponding to the spine portion.
[0013]
The dynamic range compression processing condition determining means is means for determining correction data for dynamic range compression as a function of the image signal. At least in the signal region corresponding to the determined spine portion, the dynamic range compression processing condition determining means is determined. The correction data is determined so that the correction data decreases.
Further, the gradation processing condition determining means determines gradation conversion characteristics based on the signal region corresponding to the determined spine portion.
[0014]
According to this configuration, correction data is set so as to increase the average signal value of the lower thoracic vertebra and lumbar vertebra corresponding to the low signal portion in the vertebra portion, and the vertebra portion is desired by dynamic range compression processing using such correction data. Within the signal range. In addition, it is possible to determine a gradation processing condition in which a signal region corresponding to the spine portion corresponds to a density or luminance that is easy to see in the output image.
[0015]
According to a second aspect of the present invention, the dynamic range compression processing condition determining means includes a region for determining the correction data to a predetermined constant value in a signal region excluding the signal region corresponding to the spine portion. .
According to such a configuration, the dynamic range is compressed for the spine portion, but the correction data is not substantially corrected in a region other than the spine where the correction data is a constant value. It becomes possible to finish in a simple expression.
[0016]
  In the invention according to claim 3, the dynamic range compression processing condition determining meansBelow the specified valueLow spatial frequency componentCompress only signal changesThe correction data is determined.
  According to such a configuration, only the change in the low spatial frequency component is compressed, so that the dynamic range can be compressed without losing information on the high spatial frequency component such as the contour of the vertebra. .
[0017]
According to a fourth aspect of the present invention, the dynamic range compression processing condition determining means determines the correction data as a function of a profile signal in a direction substantially parallel to the spine.
According to such a configuration, uniform correction data is used in the horizontal direction across the spine, so that the dynamic range is compressed only in the vertical direction while maintaining the horizontal signal difference. Will be.
[0018]
According to a fifth aspect of the present invention, the signal region determining means determines the signal region corresponding to the spine portion based on the histogram analysis of the image signal.
According to such a configuration, for example, a signal region corresponding to the spine portion can be specified by performing region division for each peak in the histogram. The histogram in the average frontal spine image has three peaks: a peak corresponding to the bone, mediastinum part, a peak corresponding to the lung field, the soft part, and a peak corresponding to the direct radiation part. The region on the lowest signal side among the three regions can be a signal region corresponding to the spine portion.
[0019]
According to a sixth aspect of the present invention, the signal area determining means includes an image area determining means for determining an image area including the spine by analysis of an image signal, and the image area determining means determines whether the image area is within the image area determined by the image area determining means. The signal region corresponding to the spine portion is determined based on the image signal.
According to such a configuration, since only image data within a limited region including the spine portion is used, the signal region is more appropriate than when the signal region corresponding to the spine portion is determined based on the image data of the entire image. Can be determined.
[0020]
According to a seventh aspect of the present invention, the gradation processing condition determining means performs the gradation processing so that the contrast of the signal region corresponding to the determined spine portion is equal to or higher than the contrast of the signal region corresponding to the lung field portion. It was set as the structure which determines conditions.
According to such a configuration, it is possible to output the spine portion at a density (or brightness) that is always easy to see, and to effectively emphasize the structure near the spine such as the contour of the vertebra.
[0021]
On the other hand, an invention according to an eighth aspect includes a radiographic image processing condition determining apparatus according to any one of the first to seventh aspects, and a radiographic image processing apparatus including the following means: To do.
The dynamic range compression processing unit performs dynamic range compression processing on the image signal based on the correction data determined by the dynamic range compression processing condition determination unit.
[0022]
The gradation processing means applies gradation processing to the image signal subjected to the dynamic range compression processing by the dynamic range compression processing means based on the gradation processing conditions determined by the gradation processing condition determination means. Apply.
According to such a configuration, after performing processing for compressing the dynamic range of the spine portion to fall within a desired signal range, the signal after the compression processing is further subjected to gradation processing at a density that makes it easy to see the spine portion, In addition, an output image that effectively emphasizes the contour of the vertebra and the like is obtained.
[0023]
According to the ninth aspect of the present invention, the image processing apparatus includes a radiation image generation unit that generates a radiation image formed corresponding to a radiation dose that passes through the human body, and sets image processing conditions based on the radiation image generated by the radiation image generation unit. The determined radiographic image is subjected to image processing according to the determined image processing conditions.
According to such a configuration, a series of processes from generation of a spine image to processing of processing a spine portion of the spine image into a shape suitable for diagnostic interpretation can be performed.
[0024]
  In the invention according to claim 10, the radiographic image generation means irradiates the radiographic image conversion panel having a stimulable phosphor layer by irradiating the radiation transmitted through the subject, accumulates and records radiographic image information, and then performs the radiographic image conversion. The panel was scanned with excitation light, and the stored and recorded radiation image information was read photoelectrically.
  According to such a configuration, from generation of high-quality and high-efficiency spine images using a radiation image conversion panel having a stimulable phosphor layer to processing of the spine portion of the spine image into a shape suitable for diagnostic interpretation. A series of processing becomes possible.
  The invention according to claim 11 is an image processing condition determination method for a radiographic image formed corresponding to a radiation amount transmitted through a human body including a spine, wherein a signal region corresponding to a spine portion is determined, and an image signal The dynamic range compression processing condition determining means for determining dynamic range compression correction data as a function causes the correction data to decrease as the image signal increases in at least a signal region corresponding to the determined spine portion. Correction data is determined, and gradation conversion characteristics are determined based on a signal region corresponding to the determined spine portion.
  The invention according to claim 12 is characterized in that the dynamic range compression processing condition determining means has a region for determining the correction data to a predetermined constant value in a signal region excluding the signal region corresponding to the spine portion. And
  The invention according to claim 13 is characterized in that the dynamic range compression processing condition determining means determines correction data for compressing only a signal change of a low spatial frequency component equal to or less than a predetermined value of an image signal.
  The invention according to claim 14 is characterized in that the dynamic range compression processing condition determining means determines the correction data as a function of a profile signal in a direction substantially parallel to the spine.
  The invention according to claim 15 is characterized in that when the signal region corresponding to the spine portion is determined, the signal region corresponding to the spine portion is determined based on a histogram analysis of the image signal.
  In the invention according to claim 16, when the signal area corresponding to the spine portion is determined, an image area including the spine is determined by analyzing the image signal, and the spine is determined based on the image signal in the determined image area. A signal region corresponding to the portion is determined.
  In the invention according to claim 17, when determining the gradation conversion characteristic of the signal region corresponding to the spine portion, the contrast of the signal region corresponding to the determined spine portion is a signal region corresponding to the lung field portion. The gradation processing conditions are determined so as to be equal to or higher than the contrast.
  The invention according to claim 18 is an image processing method for a radiographic image formed corresponding to a radiation dose transmitted through a human body including a spine, wherein a signal region corresponding to the spine portion is determined, and is used as a function of the image signal. The correction data is reduced by the dynamic range compression processing condition determining means for determining correction data for compressing the dynamic range so that the correction data decreases at least in the signal region corresponding to the determined spine portion as the image signal increases. A gradation conversion characteristic is determined based on the signal region corresponding to the determined spine portion, and dynamic range compression processing is performed on the image signal based on the correction data determined by the dynamic range compression processing condition determination means And the determined gradation processing condition is applied to the image signal subjected to the dynamic range compression processing. And characterized by applying gradation processing based on.
  The invention according to claim 19 further includes a radiographic image generating means for generating a radiographic image formed corresponding to the radiation dose transmitted through the human body, and the image processing conditions are set based on the radiographic image generated by the radiographic image generating means. And performing image processing on the generated radiation image in accordance with the determined image processing conditions.
  In the invention according to claim 20, the radiation image generating means irradiates the radiation transmitted through the subject to a radiation image conversion panel having a stimulable phosphor layer, accumulates and records radiation image information, and then performs the radiation image conversion. Scanning the panel with excitation light, the stored and recorded radiation image information It is configured to be read photoelectrically.
[0025]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of the present invention will be described below.
A basic system configuration of the embodiment is shown in FIG.
The radiation image generating means A shown in FIG. 1 is means for generating image data of a radiation image formed corresponding to the amount of transmitted radiation that passes through the human body, and preferably emits radiation transmitted through the subject. The radiation image conversion panel having a phosphor layer is irradiated to accumulate and record radiation image information, and then the radiation image conversion panel is scanned with excitation light to photoelectrically read the accumulated and recorded radiation image information. The radiation image recording / reading means.
[0026]
The radiation image signal generated by the radiation image generation means A is read into the image processing condition determination means B. The image processing condition determination means B includes a dynamic range compression processing condition determination means B1 and a gradation processing condition determination means B2, each of which includes a dynamic range compression processing condition (correction data) and a gradation processing condition (gradation). Conversion characteristics) are determined.
[0027]
Then, the image processing means C performs dynamic range compression processing and gradation processing on the radiation image according to the determined dynamic range compression processing conditions and gradation processing conditions, and outputs a processed image signal.
Here, a specific configuration example of the system shown in FIG. 1 is shown in FIG.
In FIG. 2, the radiation source 1 is controlled by the radiation control device 2 to irradiate the subject with radiation (generally, X-rays). The recording / reading apparatus 3 includes a radiation image conversion panel 4 on a surface facing the radiation source 1 with the subject interposed therebetween. The conversion panel 4 has a radiation transmittance distribution of each part of the human body with respect to the radiation dose from the radiation source 1. The energy thus stored is accumulated in the photostimulable phosphor layer, and a latent image of each part of the human body is formed there.
[0028]
The radiation source 1, the radiation control device 2, and the recording / reading device 3 constitute a radiation image generating means A.
The conversion panel 4 is provided with a photostimulable phosphor layer on a support by vapor phase deposition of photostimulable phosphor or application of photostimulable phosphor paint, and the photostimulable phosphor layer is an environment. In order to block the adverse effects and damage caused by the above, the protective member is shielded or covered. As the photostimulable phosphor material, for example, a material disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 61-72091 or Japanese Patent Application Laid-Open No. 59-75200 is used.
[0029]
A light beam generation unit (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 and deflects there. In addition, the optical path is deflected by the reflecting mirror 7 and guided to the conversion panel 4 as stimulated excitation scanning light.
The condensing body 8 is located near the conversion panel 4 where the stimulating excitation light is scanned, and a condensing end made of an optical fiber or a sheet-like light guide member is positioned. From the conversion panel 4 scanned with the light beam, A stimulated light emission having a light emission intensity proportional to the latent image energy is received. Reference numeral 9 denotes a filter that allows only light in the stimulated emission wavelength region to pass from the light introduced from the light collector 8. The light that has passed through the filter 9 enters the photomultiplier 10, and is incident on the incident light. It is photoelectrically converted into a corresponding current signal.
[0030]
The output current from the photomultiplier 10 is converted into a voltage signal by the current / voltage converter 11, amplified by the amplifier 12, and then converted into digital data (digital radiation image signal) by the A / D converter 13. . Here, as the amplifier 12, a combination of a current-voltage conversion amplifier and a logarithmic conversion amplifier (Log amplifier) is generally used.
[0031]
Then, the digital image signal proportional to the radiation transmission amount of each part of the subject is sequentially subjected to image processing in the image processing apparatus 14 including the image processing condition determining means B and the image processing means C, and the image signal after the image processing is processed. Is transmitted to the printer 17 via the interface 16.
Reference numeral 15 denotes a CPU that controls image processing in the image processing device 14, and performs various types of image processing (for example, spatial frequency processing, dynamic range compression, floor processing) on the digital radiation image data output from the A / D converter 13. (Adjustment processing, enlargement, reduction, movement, rotation, statistical processing, etc.) are performed in the image processing device 14 and output to the printer 17 after having a form suitable for diagnosis, and the printer 17 obtains hard copies of radiation images of various parts of the human body. To be able to.
[0032]
Note that a monitor such as a CRT may be connected via the interface 16, and a storage device (filing system) such as a semiconductor storage device may be used.
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, adjusts the gain of the photomultiplier 10 by adjusting the power supply voltage of the high voltage power supply 19 for the photomultiplier, and current / voltage. The gain adjustment of the converter 11 and the amplifier 12 and the input dynamic range of the A / D converter 13 are adjusted, and the reading gain of the radiation image signal is adjusted comprehensively.
[0033]
In the present embodiment, in particular, in order to diagnose spinal abnormalities such as scoliosis, a frontal image or a lateral image of the spine is photographed using the radiation image generation means A having the above-described configuration, and the photographed spine A case where an image is processed and reproduced will be described.
For the spine photography, the size of the radiation image conversion panel 4 is preferably 14 inches or more (large angle size or more) in the long side direction.
[0034]
However, the radiation image generating means A is not limited to the method using the above-described stimulable phosphor detector. For example, the silver salt film on which the radiation image is recorded is irradiated with light from a light source such as a laser / fluorescent lamp. The radiation image may be generated by photoelectrically converting the light transmitted through the silver salt film and digitizing it. In addition, a configuration in which a radiation image signal is electrically read out using a change in the local resistance value of the surface of the semiconductor detector generated by radiation irradiation using a semiconductor detector such as amorphous selenium may be used. A configuration in which radiation image signals are obtained by directly converting radiation energy into electrical signals using a counting detector may be used.
[0035]
3 and 4 are functional block diagrams showing the processing contents of the image processing condition determining means B (dynamic range compression processing condition determining means B1, gradation processing condition determining means B2) and image processing means C.
3 and 4, the spine signal region determination unit 21 (signal region determination means) determines a signal region corresponding to the spine portion based on the analysis of the spine image signal, and determines gradation conversion characteristics based on the determination. In the unit 22 (gradation processing condition determination means) and the dynamic range compression correction data generation unit 23 (dynamic range compression processing condition determination means), the gradation conversion characteristics (gradation processing conditions) and dynamic range compression correction data are respectively It is determined.
[0036]
In the case shown in FIG. 3, the dynamic range compression correction data generation unit 23 is configured to generate the correction data as a function of the low spatial frequency component of the image signal generated by the low spatial frequency signal generation unit 24. In the case shown in FIG. 4, the correction data is generated as a function of the profile signal from the profile signal generation unit 27 that generates a profile signal in a direction parallel to the spine.
[0037]
The correction data generated by the dynamic range compression correction data generation unit 23 is output to a dynamic range compression processing unit 25 (dynamic range compression processing means), where dynamic range compression processing is performed on the original image signal. The
Further, the signal subjected to the dynamic range compression processing is output to the gradation processing unit 26 (gradation processing means), where the conversion according to the conversion characteristic determined by the gradation conversion characteristic determination unit 22 is performed. Gradation processing is performed by the processing, and a signal after gradation processing is output to the printer 17 or the like as a processed image signal.
[0038]
3 and 4, the spine signal region determination unit 21, the dynamic range compression correction data generation unit 23, the gradation conversion characteristic determination unit 22, the low spatial frequency signal generation unit 24, and the profile signal generation unit 27 perform radiation. An image processing condition determination device for an image is configured, and these, a dynamic range compression processing unit 25, and a gradation processing unit 26 configure an image processing device for a radiographic image.
[0039]
Hereinafter, details of each processing function schematically shown in FIG. 3 or FIG. 4 will be described.
First, the dynamic range compression process will be described.
The dynamic range compression correction data generation unit 23 determines correction data for dynamic range compression based on the analysis of the image data of the radiographic image, and the dynamic range compression correction data generation unit 23 determines the dynamic range compression correction data generation unit 23 based on the correction data. The range compression process is expressed using the following equation.
[0040]
S '= Sorg + F (S)
In the above equation, Sorg represents an original image signal (original image signal), S ′ represents a processed image signal, and F (S) represents correction data determined as a function of the image signal S.
Here, the image signal S used for determining the correction data F (S) will be described.
[0041]
The image signal S used to determine the correction data is preferably a signal (unsharp signal) corresponding to a low spatial frequency component of the image signal (see “low spatial frequency signal generation unit 24” in FIG. 3). Thereby, without losing information on high spatial frequency components such as bone edges, it is possible to compress only low spatial frequency signal changes and fit the entire spine within a desired signal range.
[0042]
As a method for obtaining an image signal corresponding to the low spatial frequency component, for example, as disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 55-116340, an average value of image signals within a predetermined range around each pixel is obtained. An image signal S corresponding to a pixel may be used, or as disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 6-339025, a weighted average obtained by weighting according to a signal difference or positional relationship between a central pixel and surrounding pixels The value may be the image signal S corresponding to the center pixel. Further, as disclosed in JP-A-7-38758, a median value may be used instead of the average value.
[0043]
Here, the low spatial frequency component is preferably a component having a spatial frequency of 0.2 c / mm or less, and more preferably a component having a spatial frequency of 0.1 c / mm or less.
On the other hand, it is also effective to obtain the image signal S based on a profile signal in a direction substantially parallel to the spine (see “profile signal generation unit 27” in FIG. 4).
That is, when the spine passes in the vertical direction of the image, only dynamic range compression correction data for the vertical direction (Y-axis direction) is prepared based on the profile signal in the Y-axis direction, and the horizontal direction (X-axis direction) is prepared. For this, uniform correction data is used. This is a structure in which the spine has an elongated structure, and as described above, the fluctuation of the signal value in the vertical direction within the spine is remarkable, but the signal difference in the horizontal direction is small.
[0044]
As described above, according to the method using the profile signal in the direction parallel to the spine, the dynamic range compression is performed only in the vertical direction, so the signal difference in the horizontal direction (for example, the spine and the soft part adjacent to the left and right) The entire spine can be within the desired signal range while maintaining the contrast between the two. In addition, the number of data can be significantly reduced as compared with the case where two-dimensional correction data for the entire image is created, and calculation time, memory capacity, and data transfer time can be reduced.
[0045]
In the case of obtaining the image signal S based on a profile signal in a direction parallel to the spine, for example, a profile signal Px0 in the Y direction (see FIG. 5A) on a predetermined X = X0 column (see FIG. 5A). Y) is calculated, and the value of Px0 (y) is used as the image signal S corresponding to the pixel of coordinates (x, y).
Here, as the column X0 for obtaining the profile signal in the Y direction, for example, a value ½ of the image width can be used. Alternatively, the spine line may be detected based on profile analysis using the technique disclosed in Japanese Patent Publication No. 6-123, and the X coordinate of the detected spine line may be set to X0.
[0046]
Further, it is more preferable to use an averaged profile signal Px0, w (Y) calculated in a band-like region having a predetermined width W with the column X0 as the center instead of the profile signal (see FIG. 5).
As a result, only the low spatial frequency component in the Y-axis direction is corrected, so that information on the high spatial frequency component such as the upper and lower edges of the vertebra is maintained. As the width W of the band-like region, for example, a value of 1/6 to 1/3 of the image width may be used. The averaged profile signal may be obtained by a simple average of profile values, or a weighted average obtained by weighting according to a signal difference or a positional relationship between a central pixel and left and right pixels, or a median value is used. May be.
[0047]
FIG. 5A shows a schematic diagram of a spine front image, and FIG. 5B shows an example of the averaged profile signal Px0, w (Y) calculated by the above method.
The profile signal or the averaged profile signal may be used after being subjected to smoothing processing and converted into a smooth curve.
The image signal S may be calculated using an original image signal of a radiographic image, but as disclosed in JP-A-5-205049, a plurality of sample points set on the original image are used. After calculating using only the signal value, an interpolation calculation may be performed on the calculated image signal to convert it to the same number of pixels as the original image.
[0048]
Next, the characteristics of the dynamic range compression correction data will be described.
In the dynamic range compression processing according to the present invention, the dynamic range compression correction data F (S) decreases as the signal value S increases in the signal region corresponding to the spine portion which is the main region of interest in the spine image. Use correction data.
[0049]
A method (signal region determining means) for determining a signal region corresponding to the spine portion by analyzing image data will be described below.
The signal region corresponding to the spine portion can be determined by calculating a histogram of image data and analyzing the histogram.
FIG. 6 shows an example of a histogram of an average spine front image (see FIG. 5A) used for diagnosis of scoliosis. The histogram shown in FIG. 6 has three peaks, and each peak in order from the high signal side is a direct radiation portion (an image portion where the radiation reaches the detector directly without passing through the human body), a lung field and a soft tissue portion, Corresponds to bones such as the spine and mediastinum.
[0050]
Here, for example, as disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 63-262141, it is divided into three small regions respectively corresponding to the three peaks by an automatic threshold selection method using a discrimination criterion or the like, The small region on the lowest signal side can be a signal region corresponding to the spine portion.
Further, the method disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open Nos. 61-287380 and 2-272529 is used, and the automatic threshold selection method is applied after removing the peak on the highest signal value side. The remaining area may be divided into two small areas.
[0051]
Further, after performing peak removal on the high signal value side, a signal value Sm at a predetermined ratio (for example, 60%) is determined from the minimum value between the minimum value and the maximum value of the remaining signal region, and the minimum value is determined. A range from the value to the signal value Sm may be a signal region corresponding to the spine portion.
Further, after the peak removal on the high signal value side is performed, a signal value Sm in which the cumulative histogram value of the remaining signal region becomes a predetermined value (for example, 60%) is determined, and the range from the minimum value to Sm is determined. A signal region corresponding to the spine portion may be used.
[0052]
As a method for determining a signal region corresponding to the spine portion, a desired image region including the spine is set by analyzing image data in a positional manner (image region determining means), and the image data in the image region is set. A method of determining a signal region corresponding to the spine portion based on the basis may be used.
For example, a spine line is detected based on profile analysis using the method disclosed in Japanese Patent Publication No. 6-123, and then has a predetermined width in the left-right direction around the detected spine line. A band-like area can be set as the desired image area (see FIG. 5A). For example, a value of 1/6 to 1/3 of the image width may be used as the width of the band-like region.
[0053]
In a standard spine image, photographing is performed so that the spine is positioned at the center in the left-right direction of the image. Instead of detecting the spine line, the center line in the left-right direction of the image may be used as the spine line.
Further, a rectangular area including a lung field and a spine as shown in FIG. 7A may be set as the desired image area by using the technique disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 3-218578.
[0054]
Once the desired image area is set as described above, a signal area corresponding to the spine portion is then determined based on the image data in the desired image area.
When a band-like region centered on the spine line is selected as the desired image region as shown in FIG. 5A, the portion between the minimum value and the maximum value of the image data in the selected region corresponds to the spine portion. The signal area may be used.
[0055]
Further, as an alternative to the minimum value and the maximum value, for example, a signal range corresponding to the spine portion is a signal value range in which the cumulative histogram value of the image data in the band-like region is a predetermined value (for example, 5% and 95%). It is also good. By removing the signal having the smaller cumulative histogram value and the signal having the larger cumulative histogram value as described above, it is possible to eliminate the adverse effects of the high-signal and low-signal noise components included in the image.
[0056]
On the other hand, when a rectangular region including a lung field as shown in FIG. 7A is selected as the desired image region, the histogram in the region has a peak corresponding to the lung field as shown in FIG. 7B. And the peak corresponding to the mediastinum including the spine, the boundary signal value Sm is determined using the automatic threshold selection method described above, and the minimum value of the image data of the entire image to the boundary signal value Sm is determined. A signal region corresponding to the spine portion may be used.
[0057]
Further, a signal value Sm at a predetermined ratio (for example, 40%) is obtained from the minimum value between the minimum value and the maximum value of the image data in the rectangular area, and the predetermined ratio is calculated from the minimum value of the image data of the entire image. A signal region corresponding to the spine portion may be set up to the signal value Sm.
Further, a signal value Sm that makes a cumulative histogram value between a minimum value and a maximum value of the image data in the rectangular area become a predetermined value (for example, 40%) is determined, and the signal value Sm is determined from the minimum value of the image data of the entire image. The signal region up to the signal value Sm may be a signal region corresponding to the spine portion.
[0058]
Here, the analysis of the image data for the histogram analysis and the image region determination may be performed on the original image signal of the radiographic image, but the image signal corresponding to the low spatial frequency component or the thinning reduction process is performed. It is preferable to reduce the calculation time by executing the thinned image signal.
Next, a method for calculating dynamic range compression correction data F (S) based on the information of the signal region corresponding to the spine portion determined as described above will be described with reference to FIGS. To do.
[0059]
8 and 9, the horizontal axis represents an image signal S for determining correction data, the vertical axis represents correction data F (S), and a signal area corresponding to the determined spine portion is defined as area A.
The characteristic line a in FIG. 8 is an example in which the correction data F (S) is determined so that the correction data F (S) uniformly decreases as the signal value S increases over the entire image signal area including the area A. In this case, the correction data F (S) is expressed by the following equation when the reference value is Sx.
[0060]
F (S) = k (Sx-S) (k is a constant)
Based on the correction data F (S) as described above, the dynamic range compression processing of S ′ = Sorg + F (S) described above is executed, so that the dynamic range of the entire spine, which is the main region of interest in the spine image, is obtained. It will be compressed. That is, by relatively increasing the average signal value of the lower thoracic vertebra and lumbar vertebra corresponding to the low signal part, the entire spine can be accommodated in a desired signal range.
[0061]
In the characteristic line a in FIG. 8, the reference value Sx is set to a value equal to the maximum value of the area A. In this example, the degree of correction (inclination of the characteristic line a) is uniform over the entire signal area. Therefore, even if the reference value Sx is set to a value different from the maximum value in the area A, the substantial processing result does not change.
On the other hand, the characteristic line b in FIG. 9 shows that the correction data F (S) decreases as the signal value S increases in the region A, but has a predetermined constant value (here, 0) in the other regions. The correction data F (S) is given. In this case, the correction data F (S) is expressed by the following equation.
[0062]
F (S) = k (Sx-S) (S≤Sx)
F (S) = 0 (S> Sx)
According to the correction data F (S) having the above characteristics, the dynamic range of the entire spine, which is the main region of interest, is compressed, and the lung field and soft part (corresponding to the high signal portion) other than the main region of interest are not corrected. Therefore, an image in which the main region of interest is particularly conspicuous can be obtained, which is more preferable.
[0063]
In the characteristic line b in FIG. 9, the reference value Sx is set to a value equal to the maximum value of the region A. However, for example, a signal value larger than the maximum value of the region A by a predetermined value may be used.
8 and 9, the degree of correction can be adjusted by the value of the constant k, and the value of k is preferably 0.2 to 1.0, and more preferably 0.4 to 0.9.
[0064]
When the value of the constant k is set relatively large and the degree of correction is strong, the dynamic data is compressed more than necessary by providing at least one of the upper limit value and the lower limit value in the correction data F (S). Can be prevented. For example, correction data may be determined as indicated by a 'in FIG. 8 or b' in FIG. 9 using a predetermined upper limit value and lower limit value of F (S).
[0065]
Further, in order to prevent a false contour from occurring near the signal value where the inclination of the correction data function changes, the inclination as shown in b ″ in FIG. 9 may be gradually changed to be transformed into a smooth curve.
However, the correction data F (S) is not limited to the characteristics shown in FIG. 8 or FIG. 9, and at least in the signal region corresponding to the spine portion, the dynamic range compression correction data F (S) is the signal value S. Any material may be used as long as it has a characteristic that decreases as the value increases.
[0066]
In the dynamic range compression processing unit 25, based on the correction data F (S) for dynamic range compression processing determined as described above, the dynamic range compression processing of S ′ = Sorg + F (S) described above is performed. To ensure that the entire spine is within the desired signal range.
Next, the gradation conversion characteristic determining unit 22 (gradation processing condition determining means) will be described.
[0067]
The dynamic range compression processing described above allows the entire spine, which is the main region of interest, to fall within a desired signal range, but the signal range (the entire spine) corresponds to a density or luminance range that is easy to see in the output image. Otherwise, accurate diagnosis cannot be performed based on the output image.
Therefore, the gradation conversion characteristic determination unit 22 is configured to analyze the image data and automatically determine the gradation conversion characteristic by paying particular attention to the signal region corresponding to the spine portion. Even if the distribution of the input image signal fluctuates depending on the body shape and the irradiation X-ray dose, it is possible to always finish the spine portion in a density and gradation that are easy to see.
[0068]
A method for determining appropriate gradation conversion characteristics (gradation processing conditions) by analyzing image data will be described below.
In order to determine the tone conversion characteristics by paying attention to the signal region corresponding to the spine portion, the signal region corresponding to the spine portion is determined in common with the method used in the dynamic range compression processing condition determination means. As a result, gradation conversion characteristics (gradation processing conditions) are determined by using the signal from the spinal signal region determination unit 21 in common with determination of dynamic range compression correction data. Will do.
[0069]
Here, an example of the gradation conversion characteristic determined by the gradation conversion characteristic determination unit 22 is shown in FIG.
In FIG. 10, the horizontal axis represents the input signal value (signal value of the dynamic range compressed image), and the vertical axis represents the output signal value.
The characteristic line c in FIG. 10 is a polygonal line having the highest contrast in the signal area A corresponding to the determined spine portion, and having a contrast of 0 in the signal area corresponding to the high signal portion of the lung field and the direct radiation portion. Represents a tone conversion characteristic.
[0070]
Here, as the reference value S1 corresponding to the minimum value of the output signal in FIG. 10, for example, the minimum value of all the image data can be used. In the characteristic line c in FIG. 10, as the reference value Su indicating the minimum value of the signal range where the contrast is 0, for example, a signal value larger than the upper limit of the region A by a predetermined value, or the region obtained in FIG. A signal value at a predetermined ratio (for example, 90%) from the minimum value can be used between the minimum value and the maximum value of the image data.
[0071]
Further, the image data may be analyzed to determine both the reference values S1 and Su to generate gradation conversion characteristics, and one of Sl and Su may be determined to determine the slope of the straight line c. The tone conversion characteristics may be generated by using a predetermined constant value.
For example, when the horizontal axis represents the logarithmic value of the irradiation X-ray dose and the vertical axis represents the photographic density of the hard copy output image, the inclination of the straight line c is preferably about 2.0 to 6.0.
[0072]
On the other hand, the characteristic line d in FIG. 10 has the highest contrast in the signal region A corresponding to the spine portion, and the line-shaped gradation conversion in which the contrast of the signal region corresponding to the high signal portion of the lung field and the direct radiation portion is slightly low. Represents a characteristic.
A characteristic line e in FIG. 10 represents a gradation conversion characteristic in which the high signal portion of c is replaced with a smooth curve.
[0073]
Here, according to the preference of the observer, the conversion characteristics shown in the above-mentioned c, d, e, etc. may be inverted so as to obtain the black-and-white inverted gradation conversion characteristics.
It is practical to store the gradation conversion characteristics as a lookup table that represents the correspondence between input signal values and output signal values. The lookup table is used each time when determining gradation processing conditions. Alternatively, a desired lookup table may be obtained by correcting a reference lookup table stored in advance as disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 59-83149.
[0074]
As described above, when the gradation processing condition (gradation conversion characteristics) is determined based on the signal region corresponding to the spine portion, the gradation processing unit 26, the image signal processed by the dynamic range compression processing unit 25, An output signal that has been converted and processed under the gradation processing conditions is output to an image output device such as a printer.
The gradation processing based on the gradation conversion characteristics as described above allows the spine portion to be output at a density (brightness) that is always easy to see and increases the contrast of the spine portion. Effectively emphasized.
[0075]
In addition, since gradation processing is applied to a dynamic range compression processed image in which the entire spine is preliminarily accommodated in a desired signal range, the signal of the spine can be obtained even if the contrast of the signal area corresponding to the spine portion is raised by gradation conversion. It is possible to avoid a range (brightness) range that is difficult to see because the range is unnecessarily widened.
Note that the tone conversion characteristics are not limited to those shown in FIG. 12, and the contrast of the signal area A corresponding to the spine portion is equal to or higher than the contrast of the signal area corresponding to the lung field portion. I need it.
[0076]
The dynamic range compression processing condition determination and the gradation processing condition determination determined as described above may be applied to the image data of the entire image. Preferably, however, the irradiation field region identification process is performed. It is preferable to apply it only to the image data in the irradiation field that has been applied as preprocessing and identified.
The irradiation field region can be identified using a method disclosed in, for example, Japanese Patent Laid-Open No. 5-7579. Specifically, after performing the thinning / reducing process of the digital radiographic image signal, the image area is divided into a plurality of small areas, and the variance value of the image signal included in the small area is obtained for each small area. Then, the rows and columns of the small areas including the predetermined number or more of the small areas (small areas having a wide variation range of the included image signal) having the variance value equal to or larger than the predetermined value are set as candidates for defining the outline of the irradiation field. Further, based on an image signal in a small region outside the small region set as the irradiation field contour candidate, the correctness of the result of the contour identification is determined, and finally the irradiation field region is determined based on the determination result. Is identified.
[0077]
Further, the dynamic range compression processing condition determination or the gradation processing condition determination may be performed according to one predetermined algorithm. For example, among the plurality of algorithms according to the output destination of the processed image A configuration in which one type of algorithm is selected and executed can also be employed.
The various processing parameters used in the above dynamic range compression processing condition determination or gradation processing condition determination may be configured to use a predetermined set of processing parameters. For example, depending on the output destination of the processed image Thus, a configuration in which one type of set is selected from a plurality of processing parameter sets can be used.
[0078]
In addition to the configuration in which the image data itself is processed using image processing conditions determined based on the image data of a certain radiographic image, the same subject is imaged twice, and the first imaging (prefetching) The image processing conditions may be determined based on the image data obtained in the above step, and image processing may be performed on the image data obtained in the second time (main reading).
[0079]
In the above description, only the dynamic range compression processing and gradation processing are shown, but it is obvious that various processing such as enlargement, reduction, movement, and rotation may be performed.
Further, when the result obtained by the image processing condition determining device and the image processing device of the present invention is stored in a data storage device such as a magnetic disk or an optical disk, the processed image data may be recorded. Data representing various image processing conditions determined in this manner may be recorded in association with the original image data. For example, data representing the image processing conditions may be included in header information of a file storing original image data. Further, the header information may also include data representing the thinned reduced image data, profile information, histogram information, image area information, signal area information, and the like used in the process of determining the image processing conditions of the present invention. This facilitates re-execution of the image processing for the once saved image and re-processing by changing the processing parameters.
[0080]
【The invention's effect】
  As explained above, claim 1Or 11According to the described invention, an effect of being able to determine an image processing condition that allows a spine portion having a large signal value variation to fall within a desired signal range, and can finish the spine portion in the output image to a density or luminance that is easy to see. There is.
[0081]
  Claim 2Or 12According to the described invention, there is an effect that it is possible to define an image processing condition for finishing a natural expression close to a normal image for a portion other than the spine while performing processing suitable for diagnostic interpretation on the entire spine.
  Claim 3Or 13According to the described invention, there is an effect that it is possible to determine an image processing condition capable of compressing the dynamic range of the spine portion without losing information of a high spatial frequency component such as a contour of a vertebra.
[0082]
  Claim 4Or 14According to the described invention, there is an effect that it is possible to determine an image processing condition capable of compressing only the signal change in the vertical direction of the spine without losing the contrast between the spine portion and the soft part adjacent to the left and right.
  Claim 5Or 15According to the described invention, there is an effect that it is possible to determine an image processing condition suitable for diagnostic interpretation of the entire spine, regardless of variations in signal distribution for each image due to the patient's physique and the like.
[0083]
  Claim 6Or 16According to the described invention, by determining the signal region corresponding to the spine portion only in the region including the spine portion, it is possible to determine the image processing conditions suitable for the diagnostic interpretation of the entire spine with higher accuracy.
  Claim 7Or 17According to the described invention, there is an effect that it is possible to determine an image processing condition that can effectively enhance the contour of the vertebra and the like.
[0084]
  Claim 8Or 18According to the described invention, there is an effect that image processing suitable for diagnostic interpretation of the entire spine is performed, and an output image contributing to improvement of a doctor's diagnostic performance can be generated.
  Claim 9Or 19According to the described invention, there is an effect that a series of processing from generation of a spine image to image processing suitable for diagnostic interpretation of the entire spine can be performed.
  Claim 10Or 20According to the described invention, there is an effect that a series of processing from generation of a high-quality and highly efficient spine image to image processing suitable for diagnostic interpretation of the entire spine can be performed.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing a basic configuration of an embodiment.
FIG. 2 is a block diagram showing a specific system configuration in the embodiment.
FIG. 3 is a functional block diagram showing the contents of image processing.
FIG. 4 is a functional block diagram showing the contents of image processing.
5A and 5B are diagrams showing characteristics of a spine front image, wherein FIG. 5A is a schematic diagram of the spine front image, and FIG. 5B is a diagram showing an averaged profile signal in the Y direction in the spine front image.
FIG. 6 is a diagram showing a histogram in a spine front image.
7A and 7B are diagrams showing characteristics of a rectangular area set in the spine front image, in which FIG. 7A is a schematic diagram of the spine front image showing an example of setting of the rectangular area, and FIG. A diagram showing a histogram.
FIG. 8 is a diagram showing characteristics of dynamic range compression correction data.
FIG. 9 is a diagram showing characteristics of dynamic range compression correction data.
FIG. 10 is a diagram illustrating gradation conversion characteristics.
FIG. 11 is a diagram showing an overview of a spine front image.
FIG. 12 is a diagram showing an overview of a spinal lateral image.
[Explanation of symbols]
1. Radiation source
2 Radiation control device
3 Record reading device
4 Conversion panel
5 Light beam generator
10 Photomultiplier
14 Image processing device
15 CPU
17 Printer
21 Spine signal region determination unit
22 Gradation conversion characteristic determination unit
23 Dynamic range compression correction data generator
24 Low spatial frequency signal generator
25 Dynamic range compression processor
26 Gradation processing section
27 Profile signal generator

Claims (20)

脊椎を含む人体を透過する放射線量に対応して形成される放射線画像の画像処理条件決定装置であって、
脊椎部分に相当する信号領域を決定する信号領域決定手段と、
画像信号の関数としてダイナミックレンジ圧縮用の補正データを決定する手段であって、少なくとも前記決定された脊椎部分に相当する信号領域において画像信号の増大に伴って前記補正データが減少するように前記補正データを決定するダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段と、
前記決定された脊椎部分に相当する信号領域に基づいて階調変換特性を決定する階調処理条件決定手段と、
を含んで構成されたことを特徴とする放射線画像の画像処理条件決定装置。An apparatus for determining image processing conditions of a radiographic image formed corresponding to a radiation amount transmitted through a human body including a spine,
A signal area determining means for determining a signal area corresponding to the spine portion;
Means for determining correction data for dynamic range compression as a function of an image signal, wherein the correction data is reduced so that the correction data decreases as the image signal increases at least in a signal region corresponding to the determined spine portion. Dynamic range compression processing condition determining means for determining data;
Gradation processing condition determining means for determining gradation conversion characteristics based on a signal region corresponding to the determined spine portion;
An apparatus for determining an image processing condition for a radiographic image, comprising: 前記ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段が、脊椎部分に相当する信号領域を除く信号領域において、前記補正データを予め設定された一定値に決定する領域を有することを特徴とする請求項１記載の放射線画像の画像処理条件決定装置。  2. The radiation according to claim 1, wherein the dynamic range compression processing condition determining means has a region for determining the correction data to a predetermined constant value in a signal region excluding a signal region corresponding to a spine portion. An image processing condition determination device for an image. 前記ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段が、画像信号の所定値以下の低空間周波数成分の信号変化のみを圧縮する補正データを決定することを特徴とする請求項１又は２に記載の放射線画像の画像処理条件決定装置。The radiological image according to claim 1 or 2, wherein the dynamic range compression processing condition determining means determines correction data for compressing only a signal change of a low spatial frequency component equal to or less than a predetermined value of the image signal. Processing condition determination device. 前記ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段が、脊椎に略平行な方向のプロファイル信号の関数として前記補正データを決定することを特徴とする請求項１又は２に記載の放射線画像の画像処理条件決定装置。  3. The radiographic image processing condition determining apparatus according to claim 1, wherein the dynamic range compression processing condition determining means determines the correction data as a function of a profile signal in a direction substantially parallel to the spine. 前記信号領域決定手段が、画像信号のヒストグラム解析に基づいて脊椎部分に相当する信号領域を決定することを特徴とする請求項１〜４のいずれか１つに記載の放射線画像の画像処理条件決定装置。  5. The radiographic image processing condition determination according to claim 1, wherein the signal area determination unit determines a signal area corresponding to a spine portion based on a histogram analysis of an image signal. apparatus. 前記信号領域決定手段が、画像信号の解析によって脊椎を含む画像領域を決定する画像領域決定手段を含んで構成され、該画像領域決定手段で決定された画像領域内の画像信号に基づいて脊椎部分に相当する信号領域を決定することを特徴とする請求項１〜４のいずれか１つに記載の放射線画像の画像処理条件決定装置。  The signal area determining means includes an image area determining means for determining an image area including a spine by analysis of an image signal, and a spine portion based on an image signal in the image area determined by the image area determining means 5. The radiographic image processing condition determining apparatus according to claim 1, wherein a signal region corresponding to the radiographic image is determined. 前記階調処理条件決定手段が、前記決定された脊椎部分に相当する信号領域のコントラストが、肺野部分に相当する信号領域のコントラスト以上となるように階調処理条件を決定することを特徴とする請求項１〜６のいずれか１つに記載の放射線画像の画像処理条件決定装置。  The gradation processing condition determining means determines the gradation processing condition so that the contrast of the signal region corresponding to the determined spine portion is equal to or higher than the contrast of the signal region corresponding to the lung field portion. The radiographic image processing condition determination device according to any one of claims 1 to 6. 請求項１〜７のいずれか１つに記載の放射線画像の画像処理条件決定装置を含んで構成されると共に、
前記ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段で決定された補正データに基づいて画像信号にダイナミックレンジ圧縮処理を施すダイナミックレンジ圧縮処理手段と、
該ダイナミックレンジ圧縮処理手段でダイナミックレンジ圧縮処理が施された画像信号に対して、前記階調処理条件決定手段で決定された階調処理条件に基づいて階調処理を施す階調処理手段と、
を含んで構成されることを特徴とする放射線画像の画像処理装置。A radiographic image processing condition determination device according to any one of claims 1 to 7 is included, and
Dynamic range compression processing means for applying dynamic range compression processing to the image signal based on the correction data determined by the dynamic range compression processing condition determination means;
Gradation processing means for performing gradation processing on an image signal subjected to dynamic range compression processing by the dynamic range compression processing means based on the gradation processing conditions determined by the gradation processing condition determination means;
An image processing apparatus for radiographic images, comprising: 人体を透過する放射線量に対応して形成される放射線画像を生成する放射線画像生成手段を備え、該放射線画像生成手段で生成された放射線画像に基づき画像処理条件を決定し、該決定された画像処理条件に従って前記生成された放射線画像に画像処理を施すことを特徴とする請求項８記載の放射線画像の画像処理装置。  A radiation image generating unit configured to generate a radiation image formed corresponding to a radiation dose transmitted through the human body, determining an image processing condition based on the radiation image generated by the radiation image generating unit, and determining the determined image; The radiographic image processing apparatus according to claim 8, wherein image processing is performed on the generated radiographic image according to a processing condition. 前記放射線画像生成手段が、被写体を透過した放射線を輝尽性蛍光体層を有する放射線画像変換パネルに照射して放射線画像情報を蓄積記録した後に、前記放射線画像変換パネルを励起光で走査して前記蓄積記録された放射線画像情報を光電的に読み取るよう構成されることを特徴とする請求項９記載の放射線画像の画像処理装置。  The radiological image generation means irradiates the radiographic image conversion panel having a stimulable phosphor layer with radiation transmitted through the subject to accumulate and record radiographic image information, and then scans the radiographic image conversion panel with excitation light. 10. The radiographic image processing apparatus according to claim 9, wherein the radiographic image information stored and recorded is read photoelectrically. 脊椎を含む人体を透過する放射線量に対応して形成される放射線画像の画像処理条件決定方法であって、An image processing condition determination method for a radiographic image formed corresponding to a radiation dose transmitted through a human body including a spine,
脊椎部分に相当する信号領域を決定し、Determine the signal area corresponding to the spine,
画像信号の関数としてダイナミックレンジ圧縮用の補正データを決定するダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段により、少なくとも前記決定された脊椎部分に相当する信号領域において画像信号の増大に伴って前記補正データが減少するように前記補正データを決定し、By means of dynamic range compression processing condition determination means for determining correction data for dynamic range compression as a function of the image signal, the correction data decreases as the image signal increases at least in the signal region corresponding to the determined spine portion. Determine the correction data as follows,
前記決定された脊椎部分に相当する信号領域に基づいて階調変換特性を決定することを特徴とする放射線画像の画像処理条件決定方法。A method for determining an image processing condition of a radiographic image, wherein gradation conversion characteristics are determined based on a signal region corresponding to the determined spine portion. 前記ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段が、脊椎部分に相当する信号領域を除く信号領域において、前記補正データを予め設定された一定値に決定する領域を有することを特徴とする請求項１１記載の放射線画像の画像処理条件決定方法。12. The radiation according to claim 11, wherein the dynamic range compression processing condition determining means has a region for determining the correction data to a predetermined constant value in a signal region excluding a signal region corresponding to a spine portion. An image processing condition determination method for an image. 前記ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段が、画像信号の所定値以下の低空間周波数成分の信号変化のみを圧縮する補正データを決定することを特徴とする請求項１１又は１２に記載の放射線画像の画像処理条件決定方法。The radiological image according to claim 11 or 12, wherein the dynamic range compression processing condition determining means determines correction data for compressing only a signal change of a low spatial frequency component equal to or less than a predetermined value of an image signal. Processing condition determination method. 前記ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段が、脊椎に略平行な方向のプロファイル信号の関数として前記補正データを決定することを特徴とする請求項１１又は１２に記載の放射線画像の画像処理条件決定方法。13. The radiographic image processing condition determination method according to claim 11 or 12, wherein the dynamic range compression processing condition determination means determines the correction data as a function of a profile signal in a direction substantially parallel to the spine. 前記脊椎部分に相当する信号領域を決定するときに、画像信号のヒストグラム解析に基づいて当該脊椎部分に相当する信号領域を決定することを特徴とする請求項１１〜１４のいずれか１つに記載の放射線画像の画像処理条件決定方法。The signal region corresponding to the spine portion is determined based on a histogram analysis of the image signal when determining the signal region corresponding to the spine portion. Method for determining image processing conditions of radiographic images. 前記脊椎部分に相当する信号領域を決定するときに、画像信号の解析によって脊椎を含む画像領域を決定し、この決定された画像領域内の画像信号に基づいて脊椎部分に相当する信号領域を決定することを特徴とする請求項１１〜１４のいずれか１つに記載の放射線画像の画像処理条件決定方法。When determining the signal region corresponding to the spine portion, the image region including the spine is determined by analyzing the image signal, and the signal region corresponding to the spine portion is determined based on the image signal in the determined image region. The radiographic image processing condition determination method according to any one of claims 11 to 14, characterized by: 前記脊椎部分に相当する信号領域の階調変換特性を決定するときに、前記決定された脊椎部分に相当する信号領域のコントラストが、肺野部分に相当する信号領域のコントラスト以上となるように階調処理条件を決定することを特徴とする請求項１１〜１６のいずれか１つに記載の放射線画像の画像処理条件決定方法。When determining the tone conversion characteristics of the signal region corresponding to the spine portion, the contrast of the signal region corresponding to the determined spine portion is higher than the contrast of the signal region corresponding to the lung field portion. The method for determining an image processing condition for a radiographic image according to any one of claims 11 to 16, wherein a tone processing condition is determined. 脊椎を含む人体を透過する放射線量に対応して形成される放射線画像の画像処理方法であって、An image processing method of a radiographic image formed corresponding to a radiation dose transmitted through a human body including a spine,
脊椎部分に相当する信号領域を決定し、Determine the signal area corresponding to the spine,
画像信号の関数としてダイナミックレンジ圧縮用の補正データを決定するダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段により、少なくとも前記決定された脊椎部分に相当する信号領域において画像信号の増大に伴って前記補正データが減少するように前記補正データをBy means of dynamic range compression processing condition determination means for determining correction data for dynamic range compression as a function of the image signal, the correction data decreases as the image signal increases at least in the signal region corresponding to the determined spine portion. The correction data as 決定し、Decide
前記決定された脊椎部分に相当する信号領域に基づいて階調変換特性を決定し、Determining a tone conversion characteristic based on a signal region corresponding to the determined spine portion;
前記ダイナミックレンジ圧縮処理条件決定手段で決定された補正データに基づいて画像信号にダイナミックレンジ圧縮処理を施し、Applying dynamic range compression processing to the image signal based on the correction data determined by the dynamic range compression processing condition determination means,
このダイナミックレンジ圧縮処理が施された画像信号に対して、前記決定された階調処理条件に基づいて階調処理を施すことを特徴とする放射線画像の画像処理方法。An image processing method for a radiographic image, wherein gradation processing is performed on an image signal subjected to dynamic range compression processing based on the determined gradation processing conditions. 人体を透過する放射線量に対応して形成される放射線画像を生成する放射線画像生成手段を備え、該放射線画像生成手段で生成された放射線画像に基づき画像処理条件を決定し、該決定された画像処理条件に従って前記生成された放射線画像に画像処理を施すことを特徴とする請求項１８記載の放射線画像の画像処理方法。A radiation image generating unit configured to generate a radiation image formed corresponding to a radiation dose transmitted through the human body, determining an image processing condition based on the radiation image generated by the radiation image generating unit, and determining the determined image; The radiographic image processing method according to claim 18, wherein image processing is performed on the generated radiographic image according to a processing condition. 前記放射線画像生成手段が、被写体を透過した放射線を輝尽性蛍光体層を有する放射線画像変換パネルに照射して放射線画像情報を蓄積記録した後に、前記放射線画像変換パネルを励起光で走査して前記蓄積記録された放射線画像情報を光電的に読み取るよう構成されることを特徴とする請求項１９記載の放射線画像の画像処理方法。The radiological image generation means irradiates the radiographic image conversion panel having a stimulable phosphor layer with radiation transmitted through the subject to accumulate and record radiographic image information, and then scans the radiographic image conversion panel with excitation light. 20. The radiographic image processing method according to claim 19, wherein the radiographic image information stored and recorded is read photoelectrically.
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