(57)【要約】  本発明は、微小な観察対象物であっても視認性の高い放射線画像データを得ることができる放射線画像処理方法、放射線画像処理装置及び放射線画像撮影システムを提供する。このため本発明は、２０ｋｅＶの放射線を照射した場合における放射線の吸収率が０．００２５％以上２．５％以下である被写体に放射線を照射して得られた放射線画像データに対して、γ値Ｇが２０以上３０以下の階調曲線を用いた階調処理を施し、観察時において、大きい放射線透過量部位が低濃度又は高輝度で表示され、小さい放射線透過量部位が高濃度又は低輝度で表示されるような反転処理を施すことを特徴とする。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
２０ｋｅＶの放射線を照射した場合における放射線の吸収率が０．００２５％以上、２．５％以下である被写体に放射線を照射して得られた放射線画像データに対して、
γ値Ｇが２０以上３０以下の階調曲線を用いた階調処理を施し、
観察時において、大きい放射線透過量部位が低濃度又は高輝度で表示され、小さい放射線透過量部位が高濃度又は低輝度で表示されるような反転処理を施すことを特徴とする放射線画像処理方法。
【請求項２】
前記放射線画像データにおける関心領域を指定し、
前記関心領域に対して前記階調処理及び前記反転処理を施すことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線画像処理方法。
【請求項３】
前記放射線画像データは、焦点径Ｄ（μｍ）（ただし、１≦Ｄ≦３０とする）の放射線源と、前記被写体を透過した放射線を検出する放射線検出器とを用いて、拡大率Ｍ（ただし、前記放射線源の焦点から前記被写体までの距離をＲ１、前記放射線源の焦点から前記放射線検出器までの距離をＲ３としたとき、拡大率Ｍ＝Ｒ３／Ｒ１とし、１０≦Ｍ≦４０とする。）の位相コントラスト撮影を行うことにより得られた放射線画像データであることを特徴とする請求の範囲第１項又は第２項に記載の放射線画像処理方法。
【請求項４】
前記被写体は、放射線の透過方向の径が０．０５〜５０μｍのアスベストであることを特徴とする請求の範囲第１項乃至第３項の何れか１項に記載の放射線画像処理方法。
【請求項５】
被写体を透過した放射線を検出して得られた放射線画像データに対して画像処理を施す放射線画像処理装置において、
２０ｋｅＶの放射線を照射した場合における放射線の吸収率が０．００２５％以上、２．５％以下である被写体に放射線を照射して得られた放射線画像データに対して、
γ値Ｇが２０以上３０以下の階調曲線を用いた階調処理を施す階調処理手段と、
観察時において、大きい放射線透過量部位が低濃度又は高輝度で表示され、小さい放射線透過量部位が高濃度又は低輝度となるような反転処理を施す反転処理手段とを有することを特徴とする放射線画像処理装置。
【請求項６】
前記放射線画像データにおける関心領域を指定する関心領域指定手段を有し、
該関心領域指定手段により指定された前記関心領域の前記放射線画像データに対して、前記階調処理手段による階調処理及び前記反転処理手段による前記反転処理を施すことを特徴とする請求の範囲第５項に記載の放射線画像処理装置。
【請求項７】
焦点径Ｄ（μｍ）（ただし、１≦Ｄ≦３０とする）の放射線源と、前記被写体を透過した放射線を検出する放射線検出器とを有し、被写体に対して拡大率Ｍ（ただし、前記放射線源の焦点から前記被写体までの距離をＲ１、前記放射線源の焦点から前記放射線検出器までの距離をＲ３としたとき、拡大率Ｍ＝Ｒ３／Ｒ１とし、１０≦Ｍ≦４０とする。）の位相コントラスト撮影を行う撮影装置と、
請求の範囲第５項又は第６項に記載の放射線画像処理装置とを備えることを特徴とする放射線画像撮影システム。
【請求項８】
前記放射線源の焦点から前記放射線検出器までの距離Ｒ３（ｍ）が、１≦Ｒ３≦４であることを特徴とする請求の範囲第７項に記載の放射線画像撮影システム。
【請求項９】
前記被写体は、放射線の透過方向の径が０．０５〜５０μｍのアスベストであることを特徴とする請求の範囲第項７又は第８項に記載の放射線画像撮影システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は放射線画像処理方法、放射線画像処理装置及び放射線画像撮影システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線を代表とする放射線の写真は医療において広く使用されており、癌を初めとする様々な疾病の早期発見等のために、微細な異常を確実に発見することを可能にする技術が開発されている。【０００３】
例えば、特許文献１では、Ｘ線（放射線）の透過量の少ない部分を低輝度又は高濃度とする画像として表示することにより、視覚的に病巣を発見しやすくすることが提案されている。【０００４】
また、例えば、特許文献２〜４のように、位相コントラスト撮影によるＸ線画像を医療に使用する技術が開発されている。この技術によれば、観察対象物と背景の境界を強調する位相コントラスト画像の特徴を利用して、観察対象物と背景との間のＸ線吸収率の差が小さい場合でも、観察対象物を検出することが可能となる。
【特許文献１】特表２００５−５０９４７２号公報
【特許文献２】特開２００１−９１４７９号公報
【特許文献３】特開２００１−２９９７３３号公報
【特許文献４】特開２００１−３１１７０１号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
近年、人体に入り込んだアスベストが塵肺や中皮腫等の重篤な疾病を誘起するとしてその対策が望まれているが、現在では人体に入り込んだアスベストをそのまま検出する手段はないとされている。そのため、患者の肺などの臓器を摘出、化学処理し、得られた試料の光学顕微鏡画像から人体内のアスベストの有無を診断する検査が試みられている。【０００６】
しかるに、アスベストとして検出される石綿小体や繊維束の直径は一般的に５０μｍ以下、中には１０μｍ以下のものがあるように微細であり、かつ非常に数が少ないので、光学顕微鏡においてアスベストを検出することは非常に労力と時間を有し、かつ検出することが非常に難しい検査である。また、微細であるゆえにＸ線の吸収能が低く、仮にＸ線画像において検出できたとしても、観察対象物であるアスベストと背景である周囲の組織との間の濃度差があまりなく、アスベストを背景から識別できるように画像化することが困難である。また、画像化できたとしても、背景に現れるノイズにより医師が観察（判断）できない場合が少なくない。このように、確実なアスベスト検出技術がないのが現状である。【０００７】
特許文献１に開示されている反転処理は、視認性を向上する技術ではあるが、観察対象物と背景との濃淡差が十分に得られない放射線画像においては、視認性の向上は不十分である。【０００８】
また、特許文献２〜４等の従来の位相コントラスト撮影を用いた技術によっても、背景に現れるノイズにより観察対象物との判別が付け難く、確実にアスベストを検出するには、不十分である。【０００９】
従って、本発明は、人体に入り込んだアスベストのように微少な観察対象物でも検出することを可能にする放射線画像処理方法、放射線画像処理装置及び放射線画像撮影システムを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明は、背景との間にコントラストを出し難い観察対象物に対しても十分なコントラストを出すことを可能にしたもので、アスベストなどのように、径が、０．０５〜５０μｍのような微細な観察対象物の検出をも可能とするものである。【００１１】
本発明においては、２０ｋｅＶの放射線を照射した場合における観察対象物の放射線の吸収率が、０．００２５％以上、２．５％以下であるものとした。【００１２】
本発明においては、このような放射線の吸収率が低い観察対象物に対してγ値Ｇが２０以上３０以下の階調曲線を用いた階調処理が行われる。【００１３】
本発明においては、更に、観察時において、大きい放射線透過量部位が低輝度又は高濃度で表示され、小さい放射線透過量部位が高輝度又は低濃度となるような反転処理が施される。【００１４】
具体的には、前記目的は、下記の発明により達成される。
１．
２０ｋｅＶの放射線を照射した場合における放射線の吸収率が０．００２５％以上、２．５％以下である被写体に放射線を照射して得られた放射線画像データに対して、
γ値Ｇが２０以上３０以下の階調曲線を用いた階調処理を施し、
観察時において、大きい放射線透過量部位が低濃度又は高輝度で表示され、小さい放射線透過量部位が高濃度又は低輝度で表示されるような反転処理を施すことを特徴とする放射線画像処理方法。
２．
前記放射線画像データにおける関心領域を指定し、
前記関心領域に対して前記階調処理及び前記反転処理を施すことを特徴とする前記１に記載の放射線画像処理方法。
３．
前記放射線画像データは、焦点径Ｄ（μｍ）（ただし、１≦Ｄ≦３０とする）の放射線源と、前記被写体を透過した放射線を検出する放射線検出器とを用いて、拡大率Ｍ（ただし、前記放射線源の焦点から前記被写体までの距離をＲ１、前記放射線源の焦点から前記放射線検出器までの距離をＲ３としたとき、拡大率Ｍ＝Ｒ３／Ｒ１とし、１０≦Ｍ≦４０とする。）の位相コントラスト撮影を行うことにより得られた放射線画像データであることを特徴とする前記１又２に記載の放射線画像処理方法。
４．
前記被写体は、放射線の透過方向の径が０．０５〜５０μｍのアスベストであることを特徴とする前記１乃至３の何れか１つに記載の放射線画像処理方法。
５．
被写体を透過した放射線を検出して得られた放射線画像データに対して画像処理を施す放射線画像処理装置において、
２０ｋｅＶの放射線を照射した場合における放射線の吸収率が０．００２５％以上、２．５％以下である被写体に放射線を照射して得られた放射線画像データに対して、
γ値Ｇが２０以上３０以下の階調曲線を用いた階調処理を施す階調処理手段と、
観察時において、大きい放射線透過量部位が低濃度又は高輝度で表示され、小さい放射線透過量部位が高濃度又は低輝度となるような反転処理を施す反転処理手段とを有することを特徴とする放射線画像処理装置。
６．
前記放射線画像データにおける関心領域を指定する関心領域指定手段を有し、
該関心領域指定手段により指定された前記関心領域の前記放射線画像データに対して、前記階調処理手段による階調処理及び前記反転処理手段による前記反転処理を施すことを特徴とする前記５に記載の放射線画像処理装置。
７．
焦点径Ｄ（μｍ）（ただし、１≦Ｄ≦３０とする）の放射線源と、前記被写体を透過した放射線を検出する放射線検出器とを有し、被写体に対して拡大率Ｍ（ただし、前記放射線源の焦点から前記被写体までの距離をＲ１、前記放射線源の焦点から前記放射線検出器までの距離をＲ３としたとき、拡大率Ｍ＝Ｒ３／Ｒ１とし、１０≦Ｍ≦４０とする。）の位相コントラスト撮影を行う撮影装置と、
前記５又は６に記載の放射線画像処理装置とを備えることを特徴とする放射線画像撮影システム。
８．
前記放射線源の焦点から前記放射線検出器までの距離Ｒ３（ｍ）が、１≦Ｒ３≦４であることを特徴とする前記７に記載の放射線画像撮影システム。
９．
前記被写体は、放射線の透過方向の径が０．０５〜５０μｍのアスベストであることを特徴とする前記７又は８に記載の放射線画像撮影システム。
【発明の効果】
【００１５】
本発明によると、観察対象物と背景との間の濃度差があまりない場合でも、確実に観察対象物を検出可能にする放射線画像データの生成が可能となるので、きわめて有用な診断支援技術が提供される。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本発明の実施の形態に係るＸ線画像撮影システムのブロック図である。
【図２】本発明実施の形態におけるＸ線撮影装置の構成を示す図である。
【図３】位相コントラスト撮影を説明する図である。
【図４】位相コントラスト効果（エッジ効果）について説明する図である。
【図５】エッジ効果におけるエッジ強度とボケの関係を示す図である。
【図６】位相コントラスト効果においてボケが生じる場合について説明する図である。
【図７】ＰＣＲ画像処理手段において実行される画像処理の流れの一例を示すフローチャートである。
【図８】本実施の形態に係る階調変換処理において使用される基本ＬＵＴの一例を示す図である。
【図９】本実施の形態に係る階調変換処理における信号値の対応関係を示す図である。
【図１０】反転処理を説明する図である。
【図１１】表示装置における表示画面の一例を示す図である。
【符号の説明】
【００１７】
１  Ｘ線撮影装置
２  コントロール部
１１  ＣＰＵ
１２  画像処理手段
１３  ＰＣＲ画像処理手段
１４  通常画像処理手段
３０  Ｘ線源
４０  Ｘ線検出部
Ｗ  被写体
【発明を実施するための最良の形態】
【００１８】
本発明に係る実施形態において、被写体としているアスベストについて説明する。なお、以下の説明では、放射線の代表としてＸ線を用いた例で説明するが、他の放射線であるγ線などを用いても構わない。【００１９】
人体の構造物は、主にＣ、Ｈ、Ｏ、Ｃａ等の元素から構成されている一方、アスベストは主にＳｉ、Ｏ、Ｆｅ、Ｍｇ等の元素から構成されている。各構成元素とそのＸ線吸収率（質量吸収係数）の関係は下記表１のようになる。後述の線吸収係数は、質量吸収係数にその物質の密度を乗じたものである。【００２０】
【表１】
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【００２１】
アスベストは、口から吸入され肺胞中に存在することが多い。肺胞構成元素は主にＣ、Ｈ、Ｏ、Ｎ等であり、アスベストの主成分であるＳｉとのＸ線吸収率を比較すると、その差は１０倍以上である。そのため、同一Ｘ線量が人体に照射された場合にはＸ線検出器に到達するＸ線量の差も大きく、そのＸ線画像データ上におけるコントラスト（濃度差）も大きくなる。【００２２】
胸部を撮影して得られたＸ線画像データでは、Ｘ線吸収率差が大きい骨部と肺胞部、肺血管部とを同時に読影しやすい濃度とするように、Ｘ線画像データ上の階調特性を調整している。しかし、このように調整された階調特性の下では、アスベストとして検出される石綿小体や繊維束の直径は一般的に５０μｍ以下、中には１０μｍ以下のものがあるように微細であるので、Ｘ線の吸収率が低く、アスベストと肺胞組織のような比較的到達Ｘ線量の差が小さい画像部分において充分なコントラストが得られず、アスベストと肺胞の境界部分が判別できなくなってしまう。【００２３】
よって、本実施の形態においては、微小なアスベストを視認可能なＸ線画像データを得るため、撮影時に用いるＸ線管の焦点径、拡大率を制御して拡大撮影を行い、拡大撮影により得られたデジタルＸ線画像データにアスベストの検出に応じたデジタル処理ならではの画像処理である階調処理及び反転処理を施すことにより、アスベストの視認性が高いＸ線画像データを生成する。【００２４】
観察対象物としてのアスベストは、Ｘ線の透過方向の径が０．０５μｍ以上５０μｍ以下であるものが好ましい。より好ましくは０．１μm以上５０μm以下、さらに好ましくは１μm以上１０μm以下である。径の下限はＸ線検出器の分解能に応じて定まり、径の上限は、得られたＸ線画像データ上での観察対象物と背景とのコントラストにおける、観察対象物の信号が、高信号値側ないし低信号値側で飽和しない程度で定まる。【００２５】
ここで、Ｘ線の吸収率について説明する。本発明においては、２０ｋｅＶのＸ線（放射線）を照射した場合における観察対象物のＸ線の吸収率が０．００２５％以上２．５％以下としている。好ましくはＸ線の吸収率が０．０５％以上０．５％以下である。より好ましくは、アスベストの主成分であるＳｉＯ2が径０．０５〜５０μmであるときの、２０ｋｅＶのＸ線を照射した場合の吸収率である。【００２６】
Ｘ線の吸収率は、実際はデジタルＸ線検出器の信号値で確認近似することができる。例として、ここでデジタルＸ線検出器は、入射したＸ線量と出力される信号値とが線形な関係にあるもの（例えば、平面画像検出器（Ｆｌａｔ  Ｐａｎｅｌ  Ｄｅｔｅｃｔｏｒ：ＦＰＤ）などがある）で考えるとする。線形ということは、あるＸ線量が入射したときの信号値が１ならば、その１０倍のＸ線量が入射したときの信号値は１０になるということである。【００２７】
例えば、被写体として、肉人体組織を想定した１ｍｍ（０．１ｃｍ）厚の水と、アスベストを想定した１０μm（０．００１ｃｍ）のＳｉＯ2とにＸ線を照射撮影した場合の吸収率差を考える。それぞれ、２０ｋｅＶにおける線減弱係数μは水が１／ｃｍ、ＳｉＯ2は５／ｃｍである。【００２８】
一方、Ｘ線透過量Ｔは下記式（Ａ）で表される。【００２９】
Ｔ＝ｅｘｐ（−μＸ）・・・（Ａ）
ここで、μ：線減弱係数、Ｘ：厚みである。吸収率は、１−透過量Ｔ、で表される。【００３０】
被写体厚がそれぞれ０．１ｃｍ、０．００１ｃｍなので、水を透過するＸ線量は９０．５％すなわち吸収率が９．５％であり、ＳｉＯ2を透過するＸ線量は９９．５％となり、すなわち吸収率は０．５％である。【００３１】
ここで、上記デジタルＸ線検出器を用いると、被写体のないところに照射したＸ線により信号値１０００が得られるならば、水が存在する場所では信号値９０５が得られ、ＳｉＯ2が存在する場所では信号値９９５が得られる。また、被写体のないところに十倍のＸ線が照射され信号値“１００００“が得られるならば、水が存在する場所では信号値９０５０が得られ、ＳｉＯ2が存在する場所では信号値９９５０が得られる。【００３２】
このように、被写体の物質と厚さ（アスベストのような繊維状のものならば径など）がわかれば、デジタルＸ線検出器を用いて得られた信号値から被写体のＸ線の吸収率を求めることができ、本発明に当てはまる条件かどうかを検証することができる。【００３３】
観察対象物と背景とを含むＸ線撮影の被写体としては、２０ｋｅＶのＸ線を照射したときの観察対象物におけるＸ線の吸収率と、背景におけるＸ線の吸収率との差（以下、吸収差という）が０．００３％以上５％以下であるものが好ましく、さらに好ましくは０．０３％以上０．５％以下である。【００３４】
ここで、吸収差について説明する。患者若しくは患者から取り出した検体を撮影する場合、実際にはアスベストは肉人体組織に覆われていると考えられるので、その場合を想定する。すなわち、被写体となる検体は１０μmのＳｉＯ2が水中にあると想定できる。検体において観察対象物となるＳｉＯ2が存在しないところ、すなわち背景となる水のみが存在する場所のＸ線透過率を１００％とすると、観察対象物と背景との透過率差Ｄは下記式（Ｂ）で表される。【００３５】
Ｄ＝ｅｘｐ（−μsubＸＳｉＯ2）・・・（Ｂ）
ここで、μsub：観察対象物と背景との減弱係数の差、ＸＳｉＯ2：ＳｉＯ2観察対象物の厚みである。
したがって、直径１０μmのアスベストの水との透過率差Ｄ＝９９．６％となり、吸収差は、１００−９９．６＝０．４％となる。本発明では吸収率で定義したが、吸収差で定義することもできる。その場合の好ましい範囲は、２０ｋｅＶのＸ線の吸収差が０．００３％以上５％以下であり、好ましくは０．０３％以上０．５％以下である。【００３６】
ここで、上記デジタルＸ線検出器を用いると、水のみのところに照射したＸ線により信号値１０００が得られるならば、ＳｉＯ2が存在する場所では信号値９９６が得られ、信号値差４がコントラスト差として画像情報として得られる。また、前記前提の、水のみのところに十倍のＸ線が照射され信号値“１００００“が得られるならば、ＳｉＯ2が存在する場所では信号値９９６０が得られ、信号値差は十倍の”４０“になる。【００３７】
しかし、画像としてフィルムやモニタに出力するときは、信号値は対数変換された後に出力されるので、大切なのは信号値差ではなく、信号の比になる。前述の場合、コントラスト比（信号値差／基準となる背景の信号値）Ｖ＝４／１０００＝０．００４、後述の場合、Ｖ＝４０／１００００＝０．００４となり、出力画像のコントラスト比は照射量に関わらないことがわかる。【００３８】
このように被写体および周辺部位の物質と厚さ（アスベストのような繊維状のものならば径など）がわかればコントラスト比が得られ、そこから逆に被写体の吸収差を求めることができ、本発明に当てはまる条件かどうかを検証することができる。【００３９】
また、本発明では、２０ｋｅＶにおける吸収率で定義したが、Ｘ線エネルギーを変化させても各物質の減弱係数を求めることができるので（例えば、３０ｋｅＶのＳｉＯ2は１．８／ｃｍ）、そのエネルギーに対応する吸収率を求めることができる。よって、本発明は、２０ｋｅＶのＸ線を用いた撮影のみに適応されるものではなく、様々なＸ線エネルギーを用いた撮影に対応することができる。【００４０】
以下に本発明の実施の形態に基づいて本発明を説明するが、本発明は該実施の形態に限られない。【００４１】
図１は本発明の実施の形態に係るＸ線画像撮影システムを示すブロック図である。【００４２】
コントロール部２はシステム全体を制御する部分であり、入力手段２７で入力された様々な設定条件に従って、各種の撮影条件に応じたＸ線撮影や当該Ｘ線撮影により得られたＸ線画像データに対して画像処理を行う。すなわちコントロール部２は、本発明に係る画像処理装置としての機能を有する。各種の撮影条件の代表例としては、被写体ＷとＸ線検出手部４０とを密着させて撮影を行う通常撮影と、被写体ＷからＸ線検出手部４０を離間させて拡大撮影を行う位相コントラスト撮影とがある。ここで被写体Ｗは、観察対象物となるアスベストが存在していると思われる患者の身体の一部（例えば肺）若しくは患者の身体から摘出した組織の一部である検体である。【００４３】
ＣＰＵ１１はシステム全体を制御する。画像処理手段１２は、ＰＣＲ（Ｐｈａｓｅ  Ｃｏｎｔｒａｓｔ  Ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙ）画像処理手段１３及び通常画像処理手段１４を有する。ＰＣＲ画像処理手段１３は位相コントラストにより得られたＸ線画像データを処理し、通常画像処理手段は、通常のＸ線画像データ、即ち密着撮影により得られたＸ線画像データを処理する。１５は、画像処理における階調曲線のデータ等の撮影情報を記憶する撮影情報記憶手段である。【００４４】
入力手段２７では、撮影条件、画像処理条件、患者情報など各種の情報が入力される。出力手段２８は、コントロール部２において処理されたＸ線画像データを、医師等の使用者が目視で観察可能なように出力するものであり、フィルム等の画像記録媒体に画像を記録する出力手段、ディスプレイに画像を表示する表示手段或いは、ネットワークを介して外部にＸ線画像データを送信する通信手段である。【００４５】
Ｘ線発生源３０はコントロール部２によって制御されるが、コントロール部２による制御に限定されない。Ｘ線発生源３０から放射されたＸ線が、被写体Ｗを透過して、Ｘ線検出器４０を照射する。Ｘ線発生源３０の詳細については後述する。【００４６】
Ｘ線検出器４０は、Ｘ線を受光してアナログ信号を出力するものであり、ＦＰＤ（Ｆｌａｔ  Ｐａｎｅｌ  Ｄｔｅｃｔｏｒ）や輝尽性蛍光体を用いた検出部等が用いられる。Ｘ線検出器４０の詳細については後述する。【００４７】
本発明の実施の形態に係るＸ線画像撮影システムの動作について説明する。
＜Ｘ線撮影＞
本発明の実施の好ましい実施の形態においては、下記に説明するように、位相コントラスト撮影が行われるが、本発明においては位相コントラスト撮影に限定されず、被写体ＷとＸ線検出部４０とを密着させて撮影を行う通常撮影により生成した画像データ処理することもできる。【００４８】
図２に、位相コントラスト撮影を行う本実施形態におけるＸ線撮影装置１の外観を示す。【００４９】
Ｘ線撮影装置１は、図２に示すように、Ｘ線発生源３０、Ｘ線検出器４０を備えて構成されており、Ｘ線発生源３０から被写体Ｗに向けて照射したＸ線をＸ線検出器４０で検出し、その出力信号をＡＤ変換器４１でデジタル変換してＸ線画像のデジタルデータを生成する。位相コントラスト撮影時には、被写体ＷとＸ線発生源３０、被写体ＷとＸ線検出器
４０間の距離Ｒ１、Ｒ２を調整することにより拡大率Ｍの拡大撮影を行う。【００５０】
Ｘ線発生源３０は、焦点からＸ線を発生して被写体Ｗに向けて照射するものであり、その大きさを焦点径Ｄ（μｍ）という。Ｘ線発生源３０では、一般的にこの焦点径Ｄが大きくなるほど一定時間内に照射されるＸ線量が大きくなる。【００５１】
Ｘ線発生源３０を構成する回転陽極を有するＸ線管としては、Ｍｏ管球、Ｒｈ管球、Ｗ管球等が用いられるが、位相コントラスト撮影では、管球の焦点径が小さくかつ高出力のＸ線源が望ましい。高出力化の一つの例としては、回転陽極（ターゲット）に照射される電子線が回転陽極の同心円上の同じ位置に当たらないように、電子線が照射されている間回転陽極が少しずつ移動するという方法が考えられる。【００５２】
Ｘ線検出器４０は撮影部位に合わせてその高さ位置を調整可能に構成されている。【００５３】
Ｘ線検出器４０は照射されるＸ線を検出するものである。Ｘ線検出器４０として揮尽性蛍光体プレートを適用する場合、当該揮尽性蛍光体プレートにレーザ光等の励起光を照射し、蛍光体プレートから出射される揮尽光を画像信号に光電変換する読取部がＸ線検出器４０内に設けられ、該読取部が読取信号を出力する。【００５４】
Ｘ線検出器４０がＦＰＤの場合、入射したＸ線量に応じて電気信号を生成する変換素子がマトリクス状に配設されており、Ｘ線検出器４０内で直接電気信号を生成する。ＦＰＤを適用した場合、ＦＰＤ内で電気信号はＡＤ変換され、得られたデジタルＸ線画像データがコントロール部２に出力される。【００５５】
次に、Ｘ線撮影装置１による位相コントラスト撮影について説明する。【００５６】
図３は、位相コントラスト撮影の概略を説明する図である。【００５７】
図３に示すように、通常の撮影方法の場合、被写体Ｗと接する位置（図３の密着撮影位置）にＸ線検出器４０が配置され、Ｘ線発生源３０から照射されたＸ線を受け密着画像を撮影するように構成されている。この場合、得られるＸ線画像データはライフサイズ（被写体Ｗと同一サイズであることをいう）とほぼ等サイズとなる。【００５８】
これに対し、位相コントラスト撮影は、被写体ＷとＸ線検出器４０との間に距離を設けるようにＸ線検出器４０を配置するものであり、Ｘ線発生源３０からコーンビーム状に照射されたＸ線により、ライフサイズに対して拡大されたＸ線画像データ（以下、拡大画像データという）が得られることとなる。【００５９】
ここで、拡大画像データのライフサイズに対する拡大率Ｍは、Ｘ線発生源３０の焦点ａから被写体Ｗまでの距離をＲ１、被写体ＷからＸ線検出器４０までの距離をＲ２、Ｘ線発生源３０の焦点ａからＸ線検出器４０までの距離をＲ３（Ｒ３＝Ｒ１＋Ｒ２）とすると、下記式（１）により求めることができる。【００６０】
Ｍ＝Ｒ３／Ｒ１・・・（１）
拡大画像データでは、図４に示すように、被写体Ｗの辺縁を通過することにより屈折したＸ線が被写体Ｗを介さずに通過したＸ線とＸ線検出器４０上で重なり合い、重なった部分のＸ線強度が強くなる。一方で、屈折したＸ線の分だけ、被写体Ｗの辺縁内側の部分においてＸ線強度が弱くなる現象が生じる。そのため、被写体Ｗの辺縁を境にしてＸ線強度差が広がるエッジ強調作用（エッジ効果ともいう）が働き、辺縁部分が鮮鋭に描写された視認性の高いＸ線画像データを得ることができる。【００６１】
Ｘ線発生源３０が点線源（つまり、焦点ａが点）であるとみなした場合、辺縁部分におけるＸ線強度は図５の実線で示すようなものとなる。図５に示すＥは、エッジ強調の半値幅を示し、下記式（２）により求めることができる。半値幅Ｅはエッジの山−谷間の距離を示す。【００６２】
【数１】
2007108346.tif 000004
【００６３】
しかし、医療現場や非破壊検査施設では、Ｘ線発生源３０にクーリッジＸ線管（熱電子Ｘ線管ともいう）が広く使用されており、このクーリッジＸ線管では、図６に示すように焦点径Ｄがある程度大きくなるため、理想的な点線源とみなすことができない。この場合、図６に示すように、エッジ強調の半値幅Ｅが広がり、かつ強度が低下することとなるため、幾何学的不鋭が生じることとなる。この幾何学的不鋭をボケという。【００６４】
ボケが生じた場合の辺縁部分におけるＸ線強度は、図５の点線で示すようなものとなる。ボケが生じた際のエッジ強調の半値幅は、幾何学的不鋭のため理想的な点線源を想定した場合のエッジ強調幅Ｅより広がることとなる。このボケが生じた場合のエッジ強調の半値幅をＥＢとすると、ＥＢは下記式（３）から求めることができる。【００６５】
【数２】
2007108346.tif 000005
【００６６】
式中、δ及びｒの定義は、式２と同じである。【００６７】
また、ＥＢはボケが無い場合のエッジ強調半値幅Ｅにボケの大きさを示すＢを加え、ＥＢ＝Ｅ＋Ｂで示される。【００６８】
ここで、アスベスト等のような、径が５０μｍ以下という微小な撮影対象物の視認性を向上させるためには、拡大率Ｍを大きくすることが必要である。拡大率Ｍを大きくするためには、式１より距離Ｒ２を大きくすればよいが、距離Ｒ２の増加はボケの半値幅ＥＢの増大を招くこととなる。ここで、上記撮影対象物の径をｓ（μｍ）とする。径ｓとは対象物が略球形や略立方体等の異形体ではない場合はその外接円の直径を、糸状の細長いもの等、異形体である場合には異形体の延展方向（細長い方向）と直交方向の断面の直径を意味するものとする。【００６９】
なお、拡大率Ｍを調整する場合、距離Ｒ１を固定し、距離Ｒ２を増減することにより拡大率Ｍを可変することができるが、距離Ｒ１の設定が余りにも大きいと実際の撮影において不適切な距離設定となる場合がある。例えば拡大率Ｍ＝２０（倍）のとき、距離Ｒ１＝１（ｍ）とすると距離Ｒ２は１９（ｍ）に設定しなければならないが、通常の撮影室ではこのような設定は現実的ではない。【００７０】
これに対し、距離Ｒ１の設定を小さくすると、照射野が小さくなり、被写体Ｗの一部しか撮影できないこととなってしまう。一般的には、被写体ＷとＸ線発生源３０の間には余分な被爆を防ぐための照射野絞りや筐体を設置していることが多いため、距離Ｒ１を小さくするには限界がある。【００７１】
よって、撮影室内等、距離Ｒ３の設定に制限がある場合には、距離Ｒ３を固定し、その固定した距離Ｒ３の中で距離Ｒ１、Ｒ２の比率を変えることが好ましい。例えば、Ｒ３＝３．５（ｍ）に決定した場合、この距離Ｒ３に対し、Ｒ１＝０．７（ｍ）、Ｒ２＝２．８（ｍ）とする。一般的な撮影室の広さを考慮すると、距離Ｒを１≦Ｒ３≦４の範囲とし、この範囲内で拡大率Ｍと拡大画像の視認性との関係を見ながら、経験的、実験的に最適な距離Ｒ３、Ｒ１、Ｒ２を決定すればよい。【００７２】
また、式３からも分かるように、ボケＢの程度は焦点径Ｄに依るところが大きい。０．０５≦ｓ≦５０の微小な観察対象物を拡大画像上で観察する場合には、焦点径Ｄを大きくするとその分ボケの程度も大きくなり、結果としてエッジ強調作用が得られない画像となってしまう。【００７３】
よって、本実施の形態に係るＸ線撮影システム１では、０．０５≦ｓ≦５０（μｍ）の微小な観察対象物を撮影する際には、Ｘ線発生源３０の焦点径Ｄを１≦Ｄ≦３０（μｍ）とし、かつ拡大率Ｍを１０≦Ｍ≦４０とすることでその撮影画像を出力した際に良好な視認性を得ることができる。【００７４】
拡大撮影が行われると、画像検出器４０により検出された拡大画像の読み取りが行われ拡大画像データが生成される。このとき、拡大画像データの生成単位である読取画素サイズＰ（μｍ）は、Ｐ≦ｓ×Ｍ＋Ｂ（ここで、Ｍは拡大率であり、ｓはアスベストの径（μｍ）で、ＢはＸ線焦点径による幾何学的不鋭であり、Ｂ＝Ｄ×Ｒ２／Ｒ１で示される。）を満たすことが好ましい。この条件下では、拡大画像データにおいてアスベストの画像領域内で少なくとも１ピクセル（画素）分の読取データ（デジタル信号値）がアスベストに対応する信号値レベルになる可能性が増え、微小なアスベストの信号を検出することが可能となる。【００７５】
さらに好ましくは、２Ｐ≦ｓ×Ｍ＋Ｂを満たす読取画素サイズＰで読み取る。すなわち、拡大画像データ上のアスベストの画像領域内において少なくとも２画素分の読取が行われることになる。上記Ｐ≦ｓ×Ｍ＋Ｂの条件の場合には読み取り時の結像位相によっては１つのアスベスト画像領域の信号が、複数のピクセルにわたって検出され、アスベスト領域の信号強度が損なわれる場合も考えられる。しかし、２Ｐ≦ｓ×Ｍ＋Ｂとした場合、読み取り時の結像位相によらずアスベストの径内で少なくとも１ピクセル（画素）分の読取データがアスベストに対応する信号値レベルになるため、常に明確な信号強度でアスベスト領域の信号を検出する場合には、２Ｐ≦ｓ×Ｍ＋Ｂを満たすことが好ましい。
＜画像処理＞
Ｘ線撮影装置１において位相コントラスト撮影が行われ、生成された拡大画像データは、ＰＣＲ画像処理手段１３において画像処理が施される。図７は、ＰＣＲ画像処理手段１３において実行される画像処理の流れの一例を示すフローチャートである。【００７６】
ＰＣＲ画像処理手段１３においては、照射野の認識が行われ（ステップＳ１）、ステップＳ１で認識された照射野において階調変換処理及び反転処理の対象となる関心領域（ＲＯＩ）の設定が行われ（ステップＳ２）、ステップＳ２で設定された関心領域に相当する画像データに対して、階調変換処理（ステップＳ３）、反転処理（ステップＳ４）及び周波数強調処理（ステップＳ５）、が実行される。【００７７】
なお、必要に応じてダイナミックレンジ圧縮処理を実行するようにしてもよい。また、同一被写体に対して相異なるエネルギー分布を有するＸ線を照射せしめ、被写体の特定の構造物（たとえば、臓器、骨、血管、アスベスト繊維等）が特有のＸ線エネルギー吸収特性を有することを利用して特定の構造物が異なって描出された２つの画像信号を得、その後この２つの画像信号に適当な重み付けをした上で、両信号間で引き算（サブトラクト）を行い特定の構造物の画像を抽出するサブトラクション処理を行うようにしてもよい。
＜照射野認識＞
図７に示したステップＳ１の照射野認識処理の詳細について説明する。【００７８】
位相コントラスト撮影を含むＸ線画像の撮影に際しては、たとえば診断に必要とされない部分にＸ線が照射されないようにするため、あるいは診断に必要とされない部分にＸ線が照射されて、この部分で散乱されたＸ線が診断に必要とされる部分に入射されてコントラストが低下することを防止するため、被写体Ｗの一部やＸ線発生源３０に鉛板等のＸ線非透過物質を設置して、被写体Ｗに対するＸ線の照射野を制限する照射野絞りが行われる。【００７９】
この照射野絞りが行われた場合、照射野内領域と照射野外領域のＸ線画像データ（拡大画像データ）を用いてレベルの変換処理やその後の階調処理を行うものとすると、照射野外領域のＸ線画像データによって、照射野内領域の診断に必要とされる部分の画像処理が適正に行われなくなってしまう。このために、Ｘ線画像データに対して画像処理の前に、照射野内領域と照射野外領域を判別する照射野認識が行われる。【００８０】
照射野認識の手法は何れのものを採用してもよい。例えば特開平５−７５７９号に開示のように、拡大画像データを複数の小領域に分割し、この分割領域毎に分散値を求め、求めた分散値に基づいて照射野領域のエッジを検出して照射野領域を判別することとしてもよい。通常、照射野外領域では略一様の到達Ｘ線量となるため、その小領域の分散値は小さくなる。一方、照射野領域のエッジを含む小領域では到達Ｘ線量が大きい部分（照射野外領域）と被写体によって到達Ｘ線量がいくらか低減された部分（照射野領域）とが混在することから、分散値は大きくなる。よって、分散値が一定値以上大きい小領域にエッジが含まれるとしてこのような小領域に囲まれる領域を照射野領域と判別する。
＜関心領域の設定＞
図７に示したステップＳ２の関心領域設定処理の詳細について説明する。【００８１】
照射野認識が行われると、認識された照射野領域は、Ｘ線画像データの分布を所望のレベルの分布に変換する際に、Ｘ線画像データのレベルの分布を決定するための領域に設定される。この関心領域内のＸ線画像データから代表値を決定し、この代表値を所望のレベルに変換することで、所望のレベルのＸ線画像データを得ることができる。【００８２】
この関心領域は、照射野領域と等しい場合に限られるものではない。たとえば診断を行う上で最も重要な部分を照射野の中央として撮影を行うことが一般的に行われていることから、照射野領域の中央に円形あるいは矩形等の領域を設定して関心領域とするものとしてもよい。ここで、円形あるいは矩形等の領域は、円の直径や矩形の一辺の長さが、たとえば照射野領域の長辺や短辺あるいは対角線の「１／２〜１／５」として設定される。また、図示しない操作入力手段により、任意の関心領域を設定するようにしてもよい。【００８３】
さらに、照射野領域に所定の人体構造に対応する関心領域を設定してもよい。たとえば
、Ｘ線画像データの水平方向及び垂直方向を順次走査してそれぞれの方向における信号値のプロファイルを作成する。患者の身体を撮影した場合、肺野部は気管や胸椎等の周辺器官に比べて高い値を示すので、プロファイルにおいてその変曲点を検出し、この変曲点の位置により肺野部の領域を特定する。なお、パターンマッチングにより肺野部やアスベスト繊維を検出してもよく、その手法は何れを適用してもよい。【００８４】
そして、特定された肺野部の領域のヒストグラムを作成し、このヒストグラムにおいて最大値側、最小値側から所定の割合のところの値をそれぞれ最大基準値Ｈ、最小基準値Ｌとして決定する。この最大基準値Ｈ、最小基準値Ｌは、生成直後の拡大画像の信号値範囲を出力画像における信号値範囲（最大値ＳＨ、最小値ＳＬ）に変換する際の基準値として用いられるものである。
＜階調変換処理＞
図７に示したステップＳ３の階調変換処理の詳細について説明する。【００８５】
階調変換処理は、画像出力時の濃度、コントラストを調整するための処理である。階調変換処理は、（１）正規化処理、（２）基本ＬＵＴ（ルックアップテーブル）を用いての変換処理の２段階で行い、最終的に所望の信号値範囲、階調特性となるように階調変換を行うものである。【００８６】
従来、撮影にはスクリーン／フィルム方式が採用されていた背景から、揮尽性蛍光体プレートやＦＰＤ等の画像検出器４０を用いたデジタル処理方式が採用された現在でも、医師の読影能（診断性能）を維持するため、スクリーン／フィルム方式で培われた階調特性（コントラスト）を目標として入力信号（読取信号）の変換処理が行われている。【００８７】
スクリーン／フィルム方式で得られる階調特性は、図８に示すようにＳ字状の曲線となる。階調処理では、この階調特性を示すＬＵＴを基本ＬＵＴとして準備しておき、正規化処理により対象画像について個々の信号調整を行った後、この基本ＬＵＴを用いて信号値の変換を行う。【００８８】
図９に、画像検出器４０（輝尽性蛍光体プレートの場合）により検出されるＸ線量とそのＸ線量に応じて最終的に出力されるＸ線画像データの信号値との関係を示す。図９の座標系において、第１象限は読取特性を示しており、画像検出器４０への到達Ｘ線量と読取信号値（アナログ信号値）との関係を示している。また、第２象限は正規化特性を示しており、その読取信号値と正規化処理が施された後の正規化信号値（デジタル信号値）との関係を示している。第３象限は階調変換特性を示すものであり、正規化信号値と基本ＬＵＴにより変換された出力濃度値（デジタル濃度信号値）との関係を示している。なお、ここでは出力濃度値を０〜４０９５の１２ビット分解能としている。【００８９】
第２象限において、正規化特性を示す直線はその傾きを変化させることにより出力値の範囲（ＳＨ−ＳＬ間の大きさ）を調整することができるとともに画像全体のコントラストを変化させることができる。この傾きをγ値とする。また、階調特性を示す直線の切片を変化させることにより、出力値の範囲全体の高低（ＳＨ−ＳＬの移動）を調整し、これにより画像全体の濃度を変化させることができる。この切片をＳ値とする。【００９０】
例えば、図９に示す直線ｈ２と直線ｈ３で正規化を行った場合を比較すると、直線ｈ２は直線ｈ３よりγ値及びＳ値が大きいため、直線ｈ３により正規化を行った場合に比べてＳＨ−ＳＬ間が小さくなるとともにその位置が低信号値側にずれる。【００９１】
すなわち、階調特性を示す直線の傾きγ値、切片Ｓ値を階調変換パラメータとしてこれを制御することにより、出力画像の濃度範囲、コントラストを調整することができる。【００９２】
γ値Ｇは、図８に示すスクリーン／フィルム方式における階調特性曲線の傾きを求める下記式（４）により決定される。【００９３】
Ｇ＝（Ｄ２−Ｄ１）／（ｌｏｇＥ２−ｌｏｇＥ１）・・・（４）
ここで、  Ｄ１＝０．２５＋Ｆｏｇ、Ｄ２＝２．０＋Ｆｏｇ、Ｆｏｇ＝０．２であり、Ｅ１、Ｅ２はそれぞれＤ２、Ｄ１に対応する入射Ｘ線量である。胸部や乳房等の人体各部位を観察対象とする場合、γ値Ｇは一般に、２．０〜３．５程度のものが用いられることが多い。【００９４】
また、Ｓ値は下記式（５）により求められる。【００９５】
Ｓ＝ＱＲ×Ｐ１／Ｐ２・・・（５）
ここで、ＱＲは量子化領域値であり、Ｐ１は信号値１５３５（ＱＲ＝２００、出力濃度１．２）となる到達Ｘ線量、Ｐ２は階調変換後の画像で出力濃度１．２となった画素の実際の到達Ｘ線量である。【００９６】
Ｐ１の値は、撮影前の量子化領域ＱＲ値の設定で一意に決まるものである。【００９７】
求めたγ値、Ｓ値により定まる直線からＸ線画像データの信号変換を行うことによりＸ線画像データの正規化を行う。そして、この正規化画像に基本ＬＵＴを用いて階調変換を行い、所望の階調特性の処理画像を得る。【００９８】
すなわち、γ値、Ｓ値を用いて正規化を行うことにより同一のＬＵＴを用いてもＸ線量のばらつき及び出力手段における出力特性に応じた階調変換を行うことができるものである。【００９９】
以上が通常時の階調処理の内容であるが、本実施形態では、出力画像におけるアスベストの低いコントラストに注目し、アスベストの視認性を向上させるため、アスベストのコントラストが大きくなるよう、上記の式（４）によらずγ値を引き上げることが必要である。【０１００】
図９中、符号ｈ１で示すのはアスベストが存在する肺野部についてのＸ線量のヒストグラムである。アスベストのコントラストは非常に低く、その信号幅は狭い。よって、出力可能な濃度範囲をヒストグラム全体の信号幅に割り付けるのではなく、当該アスベストの信号帯域である狭い領域に割り付けて、γ値Ｇを２０以上とし、アスベスト画像のコントラストを向上させることが好ましい。より好ましくは、γ値Ｇは２０〜３０の範囲の値から選択される。【０１０１】
γ値Ｇが２０よりも低いと、観察対象物の画像と背景画像との濃度又は輝度の差が低くなって、観察対象物の検出が困難になる。【０１０２】
また、γ値Ｇが３０よりも高いと、周辺部分（背景画像）のノイズが非常に大きくなり、かえって識別能が低下して観察対象を検出しづらくなる。また、従来のＧ値では気にならなかったＸ線照射ムラであるヒール効果も影響が大きくなり、画像全体を均一な濃度ないし輝度で表示することが困難になる。
＜反転処理＞
図７に示したステップＳ４の反転処理の詳細について説明する。反転処理は反転処理手段としての画像処理手段１２により行われる。【０１０３】
本実施の形態においては、Ｘ線画像データはＸ線透過量の大きい部位が高信号値を有し、Ｘ線透過量の小さい部位が低信号値を示す、いわゆるネガ画像となっているので、反転処理はネガポジ反転処理となる。反転処理は図１０に示すように、図７に示したステップＳ３で階調処理され出力されたＸ線画像データＤＴｉｎに対して、ネガポジ反転した関係となる出力ＤＴｏｕｔ、即ち、高ＤＴｉｎに対して低ＤＴｏｕｔが出力され、低ＤＴｉｎに対して高ＤＴｏｕｔが出力されるように処理を行うものである。【０１０４】
そして、図８に示した階調曲線ＣＶがその中央値ＭＬ（１２ビット階調においては２０４８）を中心として、上下に反転した図１０における反転階調曲線（ＣＶ’）を用いて反転処理を行うことが望ましい。【０１０５】
このような反転処理によって、図８において階調曲線ＣＶの低濃度部に位置する観察対象部Ｈが図１０における反転階調曲線（ＣＶ’）の高濃度部に位置する観察対象部（Ｈ’）となる。【０１０６】
前記の反転処理は、階調変換処理と同時に行われてもよい。即ち、階調曲線として、図１０に示すような反転階調曲線を用いて、図８における入射Ｘ線量に対して反転階調処理を行うことにより、階調処理と反転処理とを同時に行うことができる。【０１０７】
前記反転処理は次のような処理であるということができる。【０１０８】
図１において被写体Ｗを透過したＸ線の透過量が低い部分の画像を、観察時に、高濃度部又は低輝度画像部として表現し、Ｘ線の透過量が高い部分の画像を、観察時に、低濃度又は高輝度画像部として表現するようなＸ線画像データを作成するのが反転処理である。【０１０９】
目視による観察においては、低濃度部における識別能力よりも高濃度部における識別能力の方が一般的に高い。従って、図１０に示す反転処理により、アスベスト等の微細観察対象物も確実に発見されるようになる。【０１１０】
また、反転処理を行うと、フィルム出力にあっては背景（バック）の濃度が低くなる（フィルムの光学濃度で０．５〜１．５程度である）。この濃度領域は、フィルム濃度１．５〜３．０の濃度領域に対して、フィルムの階調曲線での傾きが小さく、これによりフィルム出力時の背景のノイズが高濃度よりも低く抑えることができる。従って、アスベスト等の微細な観察対象物も確実に発見されるようになる。【０１１１】
なお、反転処理は、Ｘ線透過量の小さい部位が高信号値を有し、Ｘ線透過量の大きい部位が低信号値を示す、いわゆるポジ画像に対しては実行されない。【０１１２】
また、反転処理は、図１０に示したような反転階調曲線を用いるのに代えて、医用画像のデジタル化に関する国際規格ＤＩＣＯＭ（ｄｉｇｉｔａｌ  ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ  ａｎｄ  ｃｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎ  ｉｎ  ｍｅｄｉｃｉｎｅ）フォーマットのファイルの属性値を変更することでも実現可能である。すなわち、ＤＩＣＯＭフォーマットのファイルでは「Ｐｈｏｔｏｍｅｔｒｉｃ  Ｉｎｔｅｒｐｒｅｔａｔｉｏｎ」と呼ばれる属性値が「ＭＯＮＯＣＨＲＯＭＥ  Ｉ」の時はネガ画像を、「ＭＯＮＯＣＨＲＯＭＥ  ＩＩ」の時はポジ画像を示すことが定義づけられているので、図７のステップＳ４の反転処理において、属性値「Ｐｈｏｔｏｍｅｔｒｉｃ  Ｉｎｔｅｒｐｒｅｔａｔｉｏｎ」の値を「ＭＯＮＯＣＨＲＯＭＥ  ＩＩ」とすれば、ＤＩＣＯＭ準拠の表示装置や出力装置においては、Ｘ線透過量の小さい部位が高輝度又は低濃度を有し、Ｘ線透過量の大きい部位が低輝度又は高濃度を有するポジ画像が出力されるようになる。
＜周波数強調処理＞
図７のステップＳ５で実行される周波数強調処理について説明する。【０１１３】
周波数強調処理の手法としては、非鮮鋭マスク処理を行う手法や、多重解像度分解を行う手法等があるが、ここでは、特開平９−４４６４５号公報等に記載されている多重解像度分解を行う手法を例に説明する。【０１１４】
多重解像度分解を行う手法では、Ｘ線画像データを複数の周波数帯域の信号に分解し、この分解された信号のうち、所望とする周波数帯域の信号を強調する。【０１１５】
まず、Ｘ線画像データから１画素おきにサンプリングし、そのサンプリングした画素間に信号値「０」の画素を補間する。すなわち、サンプリングして得られたサンプリング画像データにおいてマトリクス状に並ぶ各画素の一列おき及び一行おきに「０」の画素が挿入されることとなる。【０１１６】
次いで、この補間された補間画像データに対してローパスフィルタによるフィルタ処理を施して、低解像度画像データｇ１を得る。この低解像度画像データｇ１は元のＸ線画像データと比較して空間周波数が半分より低い低周波数帯域が抽出されたものとなっている。これは、サンプリングによりＸ線画像データの大きさを１／４とし、画素値「０」の画素を補間したことにより、空間周波数が半分より高い周波数帯域の画像が失われたためである。【０１１７】
次いで、Ｘ線画像データから低解像度画像データｇ1を減算し、高解像度画像データｊ1を得る。この高解像度画像データｊ1は空間周波数が半分より高い高周波数帯域の画像が抽出されたものであり、原画像のナイキスト周波数Ｎのうち、Ｎ／２〜Ｎの周波数帯域を示す画像である。【０１１８】
次に、低解像度画像データｇ1に対し、上記のローパスフィルタによるフィルタ処理、補間処理を施して低解像度画像データｇ2を得、低解像度画像データｇ1から低解像度画像データｇ2を減算して高解像度画像データｊ2を得る。この高解像度画像データｊ2は原画像のナイキスト周波数Ｎのうち、Ｎ／４〜Ｎ／２の周波数帯域のみの画像である。【０１１９】
このようにフィルタ処理、補間処理を繰り返すことにより、低解像度画像データｇｋから、Ｎ／２k+1〜Ｎ／２kの周波数帯域を示す高解像度画像データｊk（ｋ＝１、２、・・・）を得ることができる。【０１２０】
そして、所望の周波数帯域の高解像度画像データｊkが得られると、強調すべき周波数帯域の高解像度画像データｊkに強調係数を乗じる。次いで、多重解像度分解された画像データを復元するため、この強調係数が乗じられた高解像度画像データを含む各画像ｊkの逆変換を行う。まず、低解像度画像データｇkに対して各画素間の補間処理を施し、低解像度画像データｇkの４倍の大きさの逆変換画像データｇｇkを生成する。次に、この逆変換画像データｇｇkと高解像度画像データｊkとを加算し、加算画像データｇｊk-1を得る。この加算画像データｇｊk-1に対し、補間処理により逆変換画像データｇｇk-2を生成し、これに高解像度画像データｊk-１を加算して加算画像データｇｊk-2を得る。【０１２１】
このような処理を繰り返し、最高解像度を有する高解像度画像データｊ1との加算により得られた加算画像データｊｋ1を周波数強調処理後のＸ線画像データとして出力する。【０１２２】
ここで、ある幅Ａ（μｍ）以下の被写体の視認に必要な空間周波数Ｆ（ｌｐ／ｍｍ）は、Ｆ≧５００／Ａでなければならない。拡大撮影では、画像検出器３１上の被写体幅Ａは、被写体サイズｒに拡大率Ｍを乗算してボケ幅Ｂを加えたＡ＝ｒ×Ｍ＋Ｂとなる。径が０．０５≦ｓ≦５０のアスベストはその最大サイズが５０（μｍ）であることから、Ａ＝５０Ｍ＋Ｂで表されるので、アスベストの視認に必要な空間周波数Ｆは、Ｆ＝５００／（５０Ｍ＋Ｂ）である。【０１２３】
従って、出力画像におけるアスベストの視認性を高めるため、上記周波数強調を行う際には空間周波数Ｆ＝５００／（５０Ｍ＋Ｂ）以上の高解像度画像データｊkについて強調処理を行うのが好ましい。【０１２４】
以上のようにして、得られた処理済みＸ線画像データは画像処理手段１２から出力手段２８を介して出力され、図示しない画像ＤＢに保存される。画像ＤＢに保存されたＸ線画像データは、入力手段２７からの要求に応じて図示しない表示装置に出力されたり、フィルム出力装置に出力されたりする。【０１２５】
フィルム出力装置においては、出力されたフィルムの背景の光学濃度は０．３〜１．５が好ましく、さらに０．５〜１．０であることが好ましい。表示装置の場合、背景の輝度は当該表示装置の最大輝度の１０％以上５０％以下であることが好ましく、さらに１５％以上３０％以下であることが望ましい。背景を上記の光学濃度もしくは輝度とすることにより、ノイズを低減できる。【０１２６】
なお、本発明に係る実施形態において画像処理された画像データの表示装置における表示方法は、例えば図１１に示すような方法がある。図１１は、表示装置の表示画面５であり、患者画像表示領域５２には、患者の胸部正面を通常撮影して得られた画像が表示されている。付帯情報表示領域５１には、患者の氏名や年齢等の患者情報や、撮影年月日、撮影部位等の撮影情報が表示されている。【０１２７】
読影者が患者画像表示領域５２のうち、発症が疑われる領域をポインタ５４等の入力手段で指定すると、位相コントラスト撮影で撮影された、当該患者の指定された領域に対応する箇所から採取された検体の、本実施の形態に係る階調処理及び反転処理が施された拡大ポジ画像が位相コントラスト画像表示領域５３に表示される。【０１２８】
このとき、表示装置の階調特性は、位相コントラスト画像表示領域５３に表示される拡大ポジ画像に最適化されたものであることが好ましい。患者画像表示領域５２に表示される通常撮影して得られた胸部正面や胸部側面の画像が、位相コントラスト撮影で撮影され、本実施の形態に係る階調処理及び反転処理が施された検体の拡大ポジ画像に切り替わるようにしてもよい。このようにすることにより、読影者は、通常撮影して得られた画像で患者の肺野部における大まかな疾患状態を把握しながら、患者の肺から採取された検体の読影が要求される場合のみ、本実施の形態に係る階調処理及び反転処理が施された拡大ポジ画像で疾患の原因を特定できるので、短時間のうちに高精度の読影・診断が可能となる。
【実施例】
【０１２９】
本実施の形態に係るＸ線画像撮影システムにおいて、下記の実験条件により位相コントラスト撮影を行い、得られた拡大画像についての視覚評価を行った。
〈実験条件〉
被写体は、直径５（μｍ）のガラスウールを厚さ１ｍｍのアクリル板に貼り付け、これを摘出検体中のアスベストの模擬ファントムとして使用した。なお、アスベストの模擬ファントムの、２０ｋｅＶのＸ線を照射したときのガラスウール部分のＸ線吸収率は０．２５％であった。【０１３０】
Ｘ線管球は、コニカミノルタエムジー社で試作したものを用い、焦点径Ｄ＝１０（μｍ）のものを使用した。撮影装置についても同社製の試作器を用いた。【０１３１】
また、画像検出器は同社製の蛍光体プレートであるレジウスプレートＲＰ−５ＰＭ及びレジウスカセッテＲＣ−１１０Ｍを用いた。【０１３２】
上記画像検出器により検出された拡大画像の読取は、コニカミノルタエムジー社製Ｒｅｇｉｕｓ  ｍｏｄｅｌ  １９０により読み取った。この読取装置では、読取画素サイズを４３．７５（μｍ）とした。【０１３３】
フィルム出力装置は、同社製のＤＲＹＰＲＯ  ｍｏｄｅｌ  ７９３を用いて、書込画素サイズ２５（μｍ）でフィルムに出力した。このとき、出力対象画像の各画素と出力画像の各画素を１：１に対応させて補間処理を行わずに１／１．７５倍（＝２５／４３．７５）出力した。
〈撮影条件〉
撮影時のＸ線管の管電圧は４０（ｋＶｐ）であり、そのときの平均Ｘ線エネルギーは２０ｋｅＶであった。また、管電流は１（ｍＡ）とした。【０１３４】
また、Ｘ線管の焦点から画像検出器までの距離Ｒ３は、Ｒ３＝Ｒ１＋Ｒ２＝３．５（ｍ）で固定し、距離Ｒ１、Ｒ２をそれぞれ０．０７≦Ｒ１≦３．５、０≦Ｒ２≦３．４３の範囲で可変して拡大率Ｍが１≦Ｍ≦５０となる範囲で撮影を行った。【０１３５】
このときの撮影条件とその条件によって生じたボケＢの測定結果を下記表２に示す。各撮影条件を識別するため、撮影条件Ｎｏ．を付与している。これら各撮影条件は、拡大による視認性向上の度合い、ボケ増大によるアスベスト辺縁の視認性劣化の度合い、エッジ強調効果の度合いが異ならせるものとなっている。【０１３６】
【表２】
2007108346.tif 000006
【０１３７】
〈画像処理条件〉
撮影により得られた条件１〜条件７のＸ線画像データに対し、下記表３に示したような条件で、前記階調処理、反転処理及び周波数強調処理を施した。そして、画像処理が施されたＸ線画像データを上記フィルム出力装置により出力した。画像処理を施したものについては、階調処理ではγ値Ｇを、反転処理では反転処理の有無を、周波数強調処理では強調する周波数帯域をそれぞれ変化させている。【０１３８】
【表３】
2007108346.tif 000007
【０１３９】
〈評価基準〉
フィルム上に出力形成された拡大画像の評価基準は以下の通りである。【０１４０】
Ａ：繊維一本のそれぞれを鮮明に認識することが可能。【０１４１】
Ｂ：繊維数本のまとまりを認識することが可能。【０１４２】
Ｃ：繊維の存在が確認できる。【０１４３】
Ｆ：繊維の存在が確認できない。【０１４４】
上記の評価基準に従って、７人の画像評価者がフィルム上のＸ線画像を観察し、被写体となったガラスウール繊維の表１に示した条件１〜条件７のＸ線画像について評価を行った結果を下記表４に示す。なお、上記評価において、繊維を認識できる本数は比較例と変わりないが、繊維の見え方がより鮮明である場合には「＋」の符号を付している。【０１４５】
【表４】
2007108346.tif 000008
【０１４６】
上記表４の結果より、γ値Ｇが２０以上の階調処理を行わなかった場合、ガラスウール繊維そのものを識別できなかった。階調処理を行っても反転処理を行わなかった場合、背景画像のノイズが目立ち、ガラスウール繊維との区別が付け難くなった。γ値Ｇが２０以上の階調処理を行い、さらに反転処理を行った場合、ガラスウール繊維を鮮明に観察することができ、アスベストを被写体とした場合にも良好なＸ線画像が得られると推定できる。さらに、周波数強調処理を行うことでより鮮明に認識することができた。また、ガラスウール繊維の直径を１０μｍとした模擬ファントムにおいても同様の結果が得られた。
【図１】
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【図３】
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【図４】
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【図６】
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【図７】
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【図２】
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【図５】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【国際調査報告】
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