DE2952422C3 - Verfahren und Vorrichtung zum Verarbeiten eines Röntgenbildes bei einem Röntgenbild-Kopiersystem - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Verarbeiten eines Röntgenbildes bei einem Röntgenbild-Kopiersystem, bei dem ein Röntgenbild-Original abgetastet und die auf dem Röntgenbild-Original aufgzeichnete Röntgenbildinformation ausgelesen und in ein elektrisches Signal umgeformt wird und dann ein Bild auf einem Aufzeichnungsmaterial mit Hilfe des elektrischen Signals aufgezeichnet wird.

Die Erfindung betrifft auch eine Vorrichtung zum Verarbeiten eines Röntgenbildes bei einem Röntgenbild- Kopiersystem mit einem von einer Lichtquelle ausgehenden Abtastlichtstrahl zum Abtasten eines Röntgenbild- Originals, einem Photodetektor, mit dem beim Abtasten des Röntgenbild-Originals übertragenes Licht erfaßbar und in ein elektrisches Signal umwandelbar ist, sowie einer Operationseinheit zum Verarbeiten des elektrischen Signals.

Der Ausdruck Röntgenbild bedeutet hier ein originales Röntgenbild, das auf einem Röntgenfilm durch ein übliches Röntgenverfahren aufgezeichnet ist.

Da Röntgenstrahlen den menschlichen Körper schädigen, kann vom Sicherheitsstandpunkt aus der menschliche Körper keinen Röntgenstrahlen hoher Dosen ausgesetzt werden. In der Radiographie soll daher die erforderliche Information dadurch erhalten werden, daß der menschliche Körper nur einmal den Röntgenstrahlen mit vergleichsweise niedrigen Dosen ausgesetzt wird. Andererseits sollen Röntgenaufnahmen vorzugsweise sowohl einen breiten Belichtungsbereich als auch eine gute Bildqualität mit starkem Kontrast, hoher Schärfe, niedrigem Rauschen usw. aufweisen, damit die Röntgenaufnahme gut erkennbar ist und diagnositiziert werden kann. Da in der Radiographie versucht worden ist, alle diese Bedingungen in einem gewissen Umfang zu erfüllen, sind der Aufzeichnungsbereich oder die Möglichkeit, verschiedene Informationspegel aufzuzeichnen, und auch die Bildqualität nicht optimal und infolgedessen nicht zufriedenstellend.

Aus der US-PS 30 06 238 sind ein Verfahren und eine Vorrichtung der eingangs genannten Art bekannt. Durch Verarbeitung der elektrischen Signale lassen sich verschiedene Bildeigenschaften, wie der Kontrast und der Dichtpegel, verändern und auf der Grundlage der verarbeitenden Signale ein sichtbares Bild auf einem Aufzeichnungsfilm erzeugen.

Ein elektronisches Farbkorrekturverfahren mittels Maskierung ist aus der GB-PS 7 61 538 bekannt. Eine Farbvorlage wird mit einem Lichtstrahl abgetastet, und das von dem Original ausgehende Licht wird in die drei Farben blau, grün und rot zerlegt und jeweils einem Photowandler zugeführt. Das elektrische Ausgangssignal der jeweiligen Photowandler geht durch ein Tiefpaßfilter hindurch. Das Ausgangssignal des Filters wird mit dem nicht gefilterten Signal derart kombiniert, daß das sich ergebende Kombinationssignal nur auf graduelle Änderungen des in der Vorlage dargestellten Gegenstandes anspricht. Anders ausgedrückt bedeutet dies, daß plötzliche oder schrafe Farbübergänge abgemildert werden können.

Auf dem Gebiet der Radiologie kommt es nicht auf ein sogenanntes "gutes" Bild vom Standpunkt der üblichen Faktoren wie der Schärfe, der Körnigkeit und des Kontrastes zur Beurteilung der Bildqualität an, sondern von Bedeutung ist, daß das aufgezeichnete Bild einen hohen Diagnosewirkungsgrad aufweist und daß eine Diagnose ausreichend leicht durchzuführen ist, was bedingt, daß die Genauigkeit des Röntgenbildes ausreicht. Neben den vorgenannten Faktoren zur üblichen Beurteilung der Bildqualität werden andere komplexe Faktoren, wie ein Bezugswert zum normalen Muster, ein Bezugswert zum anatomischen Aufbau und die Benutzung von weiteren diagnostischen Ansichten oder Aufzeichnungen den Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit beeinflussen.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, das Verfahren der eingangs genannten Art derart weiterzubilden, daß die Möglichkeit eines breiten Belichtungsbereiches und auch eine hohe Bildqualität gegeben sind, um ein Röntgenbild mit einem hohen Diagnosewirkungsgrad und hoher Genauigkeit zu erhalten.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die im Kennzeichen des Anspruchs 1 angegebenen Merkmale gelöst.

Aufgabe der Erfindung ist es ferner, eine Vorrichtung der eingangs genannten Art derart weiterzubilden, daß sowohl die Möglichkeit eines breiten Belichtungsbereiches als auch eine hohe Bildqualität erreicht wird, so daß ein Röntgenbild mit einem hohen Diagnosewirkungsgrad und hoher Genauigkeit erhalten werden kann.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die im Kennzeichen des Anspruchs 9 angegebenen Merkmale gelöst.

Die Erfinder der vorliegenden Erfindung haben durch Untersuchungen festgestellt, daß die räumlichen Frequenzkomponenten des Röntgenbildes eines menschlichen Körpers, welches für die Diagnose wichtig ist, in einem Bereich sehr niedriger Frequenzen liegen, die nachfolgend als extrem niedrige Frequenz bezeichnet werden, obwohl ein kleiner Unterschied in der wichtigsten Frequenz zwischen den Teilen des zu diagnostizierenden menschlichen Körpers besteht. Es wurde außerdem festgestellt, daß der Diagnosegrad und die Genauigkeit nicht verbessert werden, wenn die hochfrequenten Komponenten hervorgehoben werden, sondern es ergibt sich vielmehr, daß die Rauschkomponenten stärker hervortreten und damit der Dignaosewirkungsgrad und die Genauigkeit verringert werden. Es wurde ferner festgestellt, daß andererseits das Rauschen vermindert und ein lesbares Bild in bezug auf die Diagnose erhalten werden kann, wenn das Hervorheben der hohen Frequenzkomponenten verringert wird. Somit lassen sich aufgrund der Erfindung Röntgenbilder erstellen, die einen hohen Diagnosewirkungsgrad und eine hohe Genauigkeit aufweisen. Dies ist in vorteilhafter Weise schnell und kostengünstig möglich.

Die unscharfe Maskenverarbeitung kann zusammen mit einer Abstufung der Helligkeitsunterschiede, einer Verminderung der Bildgröße, einem Glättungsverfahren u. dgl. durchgeführt werden.

Vorteilhafte Weiterbildungen sind in den Unteransprüchen angegeben.

Bei der Erfindung kann mehr als eine unscharfe Maske benutzt werden, solange die Signalumformung nach Maßgabe der vorstehenden Formel ausgeführt wird. Wenn z. B. zwei unscharfe Masken unterschiedlicher Größe benutzt werden, kann die Formel in der folgenden Weise ausgedrückt werden

D′ = Dorg + β (Dorg - Dus1) + α (Dorg - Dus2).

Diese Formel kann jedoch in der folgenden Form umgeschrieben werden

Diese umgeschriebene Formel bedeutet, daß die vorstehende Arbeitsweise, die zwei unscharfe Masken benutzt, als ein Äquivalent zu der zuvor erwähnten prinzipiellen Arbeitsweise betrachtet werden kann, die nur eine unscharfe Maske benutzt. Wenn die Größe der unscharfen Maske Dus2 geringer als die der unscharfen Maske Dus1 ist, und der Hervorhebungskoeffizient α positiv ist, hat die die Modulationsübertragungsfunktion angebende graphische Darstellung eine Form, die eine zusätzliche Spitze in der hohen Frequenzkomponente im Bereich der hervorgehobenen Frequenz hat. Wenn der Hervorhebungskoeffizient α negativ ist, hat die graphische Darstellung eine Form, die einen abgestuften niedrigen Teil in der hohen Frequenzkomponente im Bereich der hervorgehobenen Frequenz hat. Die erstere ist geeignet zur Aufzeichnung eines Bildes von Knochen, Blutgefäßen (Vasographie) und des Bauches (Doppelkontrast), und das letztere ist geeignet zum Aufzeichnen eines Bildes der Brusttomographie des Gallenblasenbildes, der Leber, des Abdomen und des Kopfes.

Außerdem umfaßt das erfindungsgemäße Verarbeitungsverfahren jede Verarbeitung, bei der die Ergebnisse der Signalumformung die gleichen sind wie diese der zuvor erwähnten Formel (1), wobei es keine Grenze oder Beschränkung in bezug auf die Größenordnung dieser Arbeitsweise gibt.

Die bei der Erfindung angegebene unscharfe Maskendichte Dus bedeutet eine Dichte, die jeden Abtastpunkt angibt, die durch Verwischen des Originalbildsignals sich ergibt, damit sie nur die Frequenzkomponente enthält, die niedriger als die extrem niedrige Frequenz ist. Mit anderen Worten, die unscharfe Maskendichte Dus ist eine Dichte, die ein unscharfes Bild angibt, das durch Verwischen des Originalbildes bis zu einem solchen Maße erhalten wird, daß die unscharfe Maskendichte nur die extrem niedrige Frequenz enthält. Bei der dem unscharfen Bild entsprechenden unscharfen Maske ist die Modulationsübertragungsfunktion nicht geringer als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,01 Perioden/mm und nicht mehr als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,5 Perioden/mm. Um außerdem den Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit erheblich zu verbessern, soll eine unscharfe Maske benutzt werden, bei der die Modulationsübertragungsfunktion nicht geringer als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,02 Perioden/mm und nicht mehr als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,15 Perioden/mm ist.

Mit anderen Worten, die bei der Erfindung zu benutzende unscharfe Maske kann als eine solche definiert werden, bei der die räumliche Frequenz fc, bei der die Modulationsübertragungsfunktion 0,5 innerhalb des Bereichs von 0,01 bis 0,5 Perioden/mm und vorzugsweise innerhalb des Bereichs von 0,02 bis 0,15 Perioden/mm wird.

Bei der Erfindung wird der Hervorhebungskoeffizient β als eine Funktion der Originalbilddichte (Dorg) oder der unscharfen Maskendichte (Dus) geändert werden. Durch Ändern des Hervorhebungskoeffizienten als eine Funktion der Originalbilddichte (Dorg) oder der unscharfen Maskendichte (Dus) werden der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit weiter verbessert.

Durch Auswahl des Hervorhebungskoeffizienten β und der unscharfen Maskendichte (Dus) kann das Verhältnis des Maximalwertes (B) der Modulationsübertragungsfunktion des Systems, welcher das wiedergegebene Bild auf dem endgültigen Aufzeichnungsmedium auf der Grundlage der hervorgehobenen Signale bildet, zum Grenzwert (A) der Modulationsübertragungsfunktion, der ein Grenzwert ist, bei dem die räumliche Frequenz unendlich dicht bei 0 liegt, d. h. B/A geändert werden. Unter der Bedingung von B/A <1,5 können der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit verglichen mit dem Röntgenbild-Original nicht sehr verbessert werden. Wenn der Hervorhebungskoeffizient β entsprechend der Originalbilddichte Dorg oder der unscharfen Maskendichte Dus geändert wird, wird der gewünschte Bereich des Verhältnisses B/A vergrößert und kann mehr als 6, wenn nicht mehr als 10 sein. In diesem Fall wird der maximale Wert des Verhältnisses B/A als Wert B/A betrachtet, da das Verhältnis B/A sich selbst ändert, wenn der Wert Dorg oder Dus sich ändert. Es ist daher erforderlich, daß das Verhältnis B/A bei 1,5 bis 10 liegt, wenn er mit Dorg oder Dus geändert wird. Außerdem wurde festgestellt, daß der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit erheblich verbessert werden, wenn das Verhältnis B/A innerhalb des Bereichs von 2 bis 5,5 und von 2 bis 8 in den jeweiligen Fällen gewählt wird.

Der Herstellungskoeffizient β wird so gewählt, daß das Verhältnis B/A innerhalb dieses gewünschten Bereiches liegt. Das Verhältnis B/A ändert sich jedoch auch etwas mit der Form der unscharfen Maske oder der unscharfen Maskendichte Dus. Der Wert von β kann daher nicht einfach bestimmt werden, solange die Form der unscharfen Maske, d. h. die Dichte Dus, nicht bestimmt ist.

Die unscharfe Maske kann z. B. durch die folgenden Maßnahmen erhalten werden.

• (1) Wenn das Bildsignal ausgelesen wird, wird der Durchmesser des Auslese-Lichtstrahls geändert, um die Dichte an dem Meßpunkt zusammen mit den Dichten um den Meßpunkt herum zu mitteln. Um dieses zu bewirken, kann der Durchmesser des Lichtstrahls unmittelbar geändert werden, oder es kann eine optische Maskierung durch Benutzung einer Öffnung oder dergleichen vorgenommen werden.
• (2) Die Originalbilddichte wird bei jedem Abtastpunkt gespeichert, und die gespeicherten Originalbilddichten werden zusammen mit den umgebenden Dichten entsprechend der Größe der unscharfen Maske ausgelesen, um einen Mittelwert als unscharfe Maskendichte Dus zu erhalten. Der Mittelwert wird als einfacher arithmetischer Mittelwert oder als verschiedene Arten eines gewichteten Mittelwerts erhalten. Bei diesem Verfahren wird die unscharfe Maske in Form von Analogsignalen oder in der Form von Digitalsignalen nach einer Analog-Digital-Umformung hergestellt. Außerdem ist es möglich, die unscharfe Maske durch Übertragen des Analogsignals durch ein Tiefpaßfilter in der primären Abtastrichtung und durch Verarbeiten des Signals in digitaler Form in der Unterabtastrichtung herzustellen.

Unter den vorstehenden Maßnahmen ist die zweite Maßnahme im Hinblick auf die Möglichkeit einer gegebenen Flexibilität der Bildverarbeitung die am meisten bevorzugte.

Um die zweite Maßnahme auszuführen, wird die folgende Operation des arithmetischen Mittelwertes für jeden Abtastpunkt ausgeführt, um die unscharfe Maskendichte Dus zu erhalten.

wobei i und j die Koordinaten des Kreisbereiches, der den Abtastpunkt als Mittelpunkt hat, und α_ÿ ein Wertigkeitskoeffizient sind, der vorzugsweise eine glatte Änderung in allen Radialrichtungen isotropisch haben sollte und die Formel

erfüllt. Dieser Kreisbereich umfaßt N Bildelemente in Richtung seines Durchmessers.

Um jedoch die vorstehende Operation leicht ausführen zu können, müssen N² Multiplikationen und N² Additionen ausgeführt werden. Wenn N eine große Zahl ist, erfordert es daher eine sehr lange Zeit, um die Operation auszuführen, was unpraktisch ist. Da das Röntgen-Bildoriginal mit einer Abtastgeschwindigkeit von 5 bis 20 Bildpunkten/mm (50 bis 200 µ in ausdrückender Größe des Bildelementes) abgetastet werden muß, um die notwendigen Frequenzkomponenten des Bildes einzuhalten, ist die Anzahl der Bildelemente (N), die in der unscharfen Maske enthalten sind, die der extrem niedrigen Frequenz entspricht, unvermeidbar groß, und es erfordert daher eine sehr lange Zeit, um die vorstehende Operation auszuführen. Zum Beispiel bei der Benutzung einer unscharfen Maske, die einen Wertigkeitskoeffizienten mit einer Gaußschen Verteilung hat, wird N über 50, wenn die Größe des Bildelementes 100 µ×100 µ und Fc=0,1 Perioden/mm sind, und etwa gleich 250, wenn Fc=0,02 Perioden/mm ist. Das bedeutet, daß die Zeit zum Ausführen der vorstehenden Operation sehr lang sein wird.

Um den arithmetischen Mittelwert für den Kreisbereich zu erhalten, sollte der Bereich, in dem die Addition auszuführen ist, für jede Abtastzeile geändert werden, was den Operationsmechanismus sehr komplex und kostspielig macht.

Die Operation soll daher vereinfacht werden, um die Zeit zum Durchführen der Operation zum Erhalten der unscharfen Maskendichte zu vermindern. Ein Beispiel solcher Vereinfachungsmaßnahmen ist, den einfachen arithmetischen Mittelwert, d. h. den nicht mit Wertigkeiten versehenen arithmetischen Mittelwert, über einen rechteckigen Bereich zu erhalten, der mit zwei Linien parallel zur primären Abtastrichtung und zwei Linien parallel zur Unterabtastrichtung eingeschlossen ist. Mit anderen Worten, die unscharfe Maskendichte Dus wird durch Berechnung des einfachen arithmetischen Mittelwerts der originalen Bilddichten Dorg innerhalb des rechteckigen Bereiches erhalten. Ein weiteres Beispiel solcher Vereinfachungen besteht darin, ein unscharfes Signal in der primären Abtastrichtung durch Übertragen des Analogsignals der Originalbilddichte durch ein Tiefpaßfilter zu erzeugen und dann den arithmetischen Mittelwert der analog-digital-umgeformten Signale in der Unterabtastrichtung zu erhalten.

Bei der ersteren Maßnahme, bei der die unscharfe Maskendichte Dus durch einen einfachen arithmetischen Mittelwert innerhalb eines rechteckigen Bereiches erhalten wird, wurde durch die Erfinder nachgewiesen, daß die Ergebnisse in dem Diagnosewirkungsgrad und der Genauigkeit genauso gut waren, wie die durch Benutzung einer idealen kreisförmigen unscharfen Maske erhaltenen, die eine Gaußsche Verteilung in ihrem Wertigkeitskoeffizienten hat, obwohl die zuvor erwähnte Maßnahme dadurch Nachteile hat, daß die Größe der Unschärfe in der Richtung unterschiedlich ist und außerdem die Übertragungsfunktion unerwünschte Änderungen hat, verglichen mit der Maske, die eine glatte Änderung des Wertigkeitskoeffizienten in Form der Gaußschen Verteilung hat. Außerdem ist diese Maßnahme sehr viel vorteilhafter dadurch, daß die Operation sehr einfach ist und daher keine lange Zeit erfordert, wodurch sich eine Bildverarbeitungsvorrichtung hoher Geschwindigkeit und niedriger Kosten ergibt. Diese Vorteile sind sowohl für analoge als auch digitale Signale gültig.

Im einzelnen wird, wenn der Wertigkeitskoeffizient α_ÿ mit der Originaldichte Dorg (i, j) an jedem Abtastpunkt (i, j) multipliziert werden soll, die unscharfe Maskendichte Dus (IJ) durch die mit der folgenden Formel angegebene Operation erhalten

wobei i, j die Zahlen sind, die die Koordinate des Abtastpunktes oder Bildelementes angeben, und I, J die Zahlen sind, die die Koordinate der unscharfen Maske angeben.

Die Anzahl der Berechnungen ist daher etwa N² Multiplikationen und etwa N² Additionen, wobei N die Anzahl der Bildelemente ist, die in einer Richtung in einer unscharfen Maske angeordnet sind. Wenn die Anzahl der Bildelemente innerhalb der unscharfen Maske groß ist, erfordert es daher eine sehr lange Zeit, um die unscharfe Maskendichte Dus zu erhalten. Wenn daher z. B. die Größe der unscharfen Maske 6 mm×6 mm ist und 3600 Bildelemente (0,1 mm×0,1 mm) in der unscharfen Maske enthalten sind, müssen 3600 Multiplikationen und 3600 Additionen wiederholt ausgeführt werden. Wenn ein 8-Bit-Mikrocomputer benutzt wird, um diese Berechnungen mit drei Millisekunden für eine Multiplikation und 5 Mikrosekunden für eine Addition durchzuführen, erfordert es etwa 3 Millisekunden × 3600 + 5 Mikrosekunden × 366 = etwa 11 Sekunden, um eine unscharfe Maskendichte zu erhalten.

Im Gegensatz dazu kann nach Maßgabe der zuvor erwähnten ersteren Maßnahme, die den einfachen arithmetischen Mittelwert benutzt, die Zeit zum Erhalten der unscharfen Maskendichte erheblich vermindert werden. So erfordert es z. B. nur 18 Millisekunden um eine unscharfe Maskendichte zu erhalten. Durch Benutzung der weiter unten angegebenen Algorithmen kann außerdem die Anzahl der Berechnungen auf nur 4 vermindert werden, was eine sehr verkürzte Operationszeit von nur einigen Zehnern von Mikrosekunden zum Erhalten einer unscharfen Maskendichte Dus ergibt. Mit anderen Worten kann die unscharfe Maskendichte Dus (IJ) erhalten werden durch

was nur N² Additionen und eine Division bedeutet. Im einzelnen wird, wenn die unscharfe Maske eine rechteckige Form mit einer Größe von N₁ in der primären Abtastrichtung und von N₂ in der Unterabtastrichtung in Ausdrücken der Anzahl von Bitelementen hat, die unscharfe Maskendichte Dus (IJ) durch die Formel angegeben

wobei i eine Zahl in dem Bereich von

und j eine Zahl in dem Bereich von

und N₁ und N₂ sind positive ungerade Zahlen. Dieses bedeutet, daß die unscharfe Maskendichte durch N₁×N₂ Additionen und nur eine Division erhalten werden kann. Durch Verbessern des Prozesses der Operation kann die Anzahl der Berechnungen zum Erhalten einer unscharfen Maskendichte im Durchschnitt auf 4× vermindert werden.

Da die Modulationsübertragungsfunktion der rechteckigen unscharfen Maske mit einer gleichmäßigen Wertigkeit eine sinc-Funktion

wird, wird die zuvor angegebene Definition, daß die räumliche Frequenz fc, bei der die Modulationsübertragungsfunktion gleich 0,5 wird, 0,01 bis 0,5 Perioden/mm, vorzugsweise 0,02 bis 0,15 Perioden/mm ist, gleich der ist, bei der die rechteckige unscharfe Maske eine Größe von 60 mm bis 1,2 mm, vorzugsweise von 30 mm bis 4 mm hat. Wenn die Form der unscharfen Maske ein längliches Rechteck ist, hat vorzugsweise jede Seite des Rechteckes eine Länge innerhalb des vorstehenden Bereiches. Bei der Bildverarbeitung einer Tomographie mit linearer Bewegung hat die unscharfe Maske vorzugsweise die Form eines länglichen Rechtecks.

Bei der letzteren Maßnahme, bei der ein Tiefpaßfilter zum Erhalten einer unscharfen Maskendichte Dus benutzt wird, wurde durch die Erfinder ebenfalls nachgewiesen, daß die Ergebnisse in dem Diagnosewirkungsgrad und der Genauigkeit genauso gut waren wie die, die durch Benutzung der idealen kreisförmigen unscharfen Maske erhalten wurden, die einen sich ändernden Wertigkeitskoeffizienten hat, obwohl diese vorstehende Maßnahme keinen gleichförmigen abgeglichenen Wertigkeitskoeffizienten hat. Außerdem ist diese Maßnahme sehr viel vorteilhafter dadurch, daß die Operation sehr einfach ist und damit keine lange Zeit erfordert, indem nur eine Tiefpaßfilterung des Analogsignals in der primären Abtastrichtung durchgeführt wird, wodurch die Operation der digitalen Signale, die einige Zeit erfordert, unnötig wird. Dieses ergibt eine Bildverarbeitungsvorrichtung hoher Geschwindigkeit und niedriger Kosten. Wenn außerdem die Addition der digitalen Signale in der Unterabtastrichtung zu einer einfachen arithmetischen Addition gemacht wird, um einen arithmetischen Mittelwert zu erhalten, muß keine Multiplikation durchgeführt werden, was ebenfalls eine Vereinfachung der Vorrichtung und eine Beschleunigung der Operation ergibt. Durch die Erfinder wurde ebenfalls nachgewiesen, daß, selbst mit einer solchen sehr vereinfachten Maßnahme der sich ergebende Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit nicht wesentlich niedriger sind als die, die bei der Maßnahme erhalten werden, bei der die unscharfe Maske mit Hilfe einer idealen Operation erhalten wird, die eine lange Zeit erfordert.

Bei der Erfindung ist es möglich, einen Glättungsprozeß zusätzlich zu dem zuvor erwähnten unscharfen Maskenprozeß durchzuführen. Da Rauschen insbesondere im Hochfrequenzbereich auftritt, können der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit gewöhnlich mit Hilfe eines Glättungsprozesses verbessert werden. Bei dem Glättungsprozeß ist es erwünscht, die Modulationsübertragungsfunktion nicht geringer als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,5 Perioden/mm und nicht größer als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 5 Perioden/ mm zu machen. Der gewünschte Grad der Glättung hängt von den Arten des Röntgenbildes ab. Zum Beispiel im Falle der Brusttomographie, bei der das Muster eine vergleichsweise niedrige Frequenz hat, soll das Rauschen so weit wie möglich beseitigt werden. Im Gegensatz dazu wird im Falle der Gefäßabbildung, bei der die feinen Muster einschließlich der feinen Blutgefäße hohe Frequenz haben, eine zu starke Glättung die feinen Muster beschädigen und die Bildqualität vermindern. Nach den Forschungen der Erfinder werden jedoch der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit nur für alle Arten von Röntgenbildern verbessert, wenn der Glättungsprozeß innerhalb des angegebenen Bereiches ausgeführt wird. Außerdem wurde ebenfalls nachgewiesen, daß der Glättungsprozeß nicht nur dann wirksam ist, wenn er auf die Dichte D′ nach dem unscharfen Maskenprozeß angewendet wird, sondern auch, wenn er unmittelbar auf die Originalbilddichte Dorg angewendet wird.

Außerdem kann bei der Erfindung eine Abstufung der Helligkeitsunterschiede zusätzlich zu dem zuvor erwähnten unscharfen Maskenprozeß ausgeführt werden. Die Helligkeitsabstufung, wie eine Kontrastverbesserung unter Benutzung nicht linearer oder einer linearen Signaltransformation, ist besonders wirksam bei einem Röntgenbild, bei dem die Dichte über einen weiten Bereich leicht geändert wird, wie dieses bei dem Bild von Lungenkrebs oder Brustkrebs der Fall ist. Die Helligkeitsabstufung, die bei dem Röntgenbild-Kopiersystem anwendbar ist, ist in den japanischen Patentanmeldungen 53(1978)-1 63 574 und 54(1979)-23 090 des Anmelders beschrieben. Die Helligkeitsabstufung kann vor oder nach dem unscharfen Maskenprozeß durchgeführt werden.

Anschließend wird die Erfindung im einzelnen anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigt

Fig. 1 eine schematische Darstellung eines Röntgenbild-Kopiersystems, das das erfindungsgemäße Verfahren zum Verarbeiten des Röntgenbildes benutzt,

Fig. 2A bis 2D graphische Darstellungen, die die Schritte der bei der Erfindung benutzten Frequenz-Hervorhebung zeigen,

Fig. 3A bis 3D graphische Darstellungen, die die verschiedenen Arten der Änderung des Hervorhebungskoeffizienten β in bezug auf die Originalbilddichte Dorg oder die unscharfe Maskendichte Dus gegeben ist,

Fig. 4 eine graphische Darstellung, die ein Beispiel der Änderung des Hervorhebungskoeffizienten β in bezug auf den Wert der Originalbilddichte Dorg zeigt,

Fig. 5 und 6 graphische Darstellungen, die Beispiele der Änderung des Hervorhebungskoeffizienten β in bezug auf die Bilddichte zeigen,

Fig. 7 und 8 Blockschaltbilder, die Ausführungsbeispiele einer Schaltung zum Erhalten der unscharfen Maskendichte bei einigen Ausführungsformen der Erfindung angeben,

Fig. 9 eine beispielsweise Darstellung, die die unscharfe Maske, Bildelemente und so weiter zur Erläuterung eines Algorithmus zum Berechnen der unscharfen Maskendichte zeigt,

Fig. 10A bis 10C Ansichten, die die Kapazität der Speicher darstellen, die zum Ausführen des Algorithmus benutzt werden, wie es in Fig. 9 erläutert ist,

Fig. 11 ein Blockschaltbild eines Ausführungsbeispiels einer Schaltung zum Ausführen des Algorithmus, wie es in Fig. 9 erläutert ist,

Fig. 12 und 13 Ansichten, die die Änderungen der Speicher zeigen, die zum Ausführen des vorstehenden Algorithmus benutzt werden,

Fig. 14 eine beispielhafte Darstellung, die die unscharfe Maske, Bildelemente usw. zur Erläuterung eines weiteren Algorithmus zum Berechnen des unscharfen Maskensignals zeigt,

Fig. 15A bis 15D Ansichten, die die Kapazität der Speicher darstellen, die zum Ausführen des Algorithmus, wie er in Fig. 14 erläutert ist, benutzt werden,

Fig. 16 eine beispielsweise Teilansicht, die im einzelnen den in Fig. 14 erläuterten Algorithmus erläutert,

Fig. 17A, 17B und 19 graphische Darstellungen, die die Beziehung zwischen der hervorgehobenen Frequenz und der Abschätzung der sich ergebenden Bilder im Diagnosewirkungsgrad und der Genauigkeit zeigen, und

Fig. 18 und 20 graphische Darstellungen, die die Beziehung zwischen dem Ausmaß oder Grad der Hervorhebung und der Abschätzung der sich ergebenden Bilder im Diagnosewirkungsgrad und der Genauigkeit zeigen.

Fig. 1 zeigt ein Ausführungsbeispiel des Röntgenbild-Kopiersystems, bei dem das erfindungsgemäße Bildverarbeitungsverfahren benutzt wird. Wie in Fig. 1 dargestellt ist, ist ein Röntgenbild 1 auf einer lichtdurchlässigen Tromel 2 angeordnet. Die lichtdurchlässige Trommel 2 ist um ihre Achse drehbar und gleichzeitig in ihrer axialen Richtung bewegbar. Innerhalb der lichtdurchlässigen Trommel 2 ist eine Auslese-Lichtquelle 3 angeordnet, die durch die Trommel 2 hindurgehendes Licht abgibt. Das von der Lichtquelle 3 abgegebene Licht gelangt durch die Trommel 2 und das auf ihr angeordnete Röntgenbild 1 in Form eines dünnen Lichtstrahls hindurch.

Der durch das Röntgenbild hindurchtretende Lichtstrahl wird durch eine Öffnung 3a hindurch von einem Photodetektor 4 empfangen. Das Ausgangssignal des Photodetektors 4 wird von einem Verstärker 5 verstärkt und dann von einem Analog-Digital-Umformer 6 in ein digitales Signal umgeformt. Das digitale Signal wird auf einem Magnetband 7 aufgezeichnet.

Das in dem Magnetband 7 gespeicherte digitale Signal wird mit Hilfe einer Operationseinrichtung 8, wie einem Minicomputer, ausgelesen und nach dem Erhalten der unscharfen Maskendichte Dus wird der unscharfe Maskenprozeß ausgeführt. Die Bildverarbeitung ist im wesentlichen ein Hervorheben der extrem niedrigen Frequenz, was ein unscharfer Maskenprozeß ist. Zusätzlich zu dem unscharfen Maskenprozeß werden eine Änderung des Hervorhebungskoeffizienten β, eine Helligkeitsabstufung, eine Bildverkleinerung, ein Glättungsprozeß u. dgl. durchgeführt, um den Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit des sich schließlich ergebenden Bildes weiter zu verbessern.

Der unscharfe Maskenprozeß wird durch Ausführen der Operation durchgeführt, die durch die folgende Formel angegeben ist

D′ = Dorg + β (Dorg - Dus) (6)

Die unscharfe Maskendichte Dus, die durch die nachfolgende Maßnahme erhalten wird, soll eine Modulationsübertragungsfunktion von nicht weniger als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,01 Perioden/mm und nicht mehr als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,5 Perioden/mm, vorzugsweise von nicht weniger als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,02 Perioden/mm und nicht mehr als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,15 Perioden/mm haben. Um die Operation der vorstehenden Formel durchführen zu können, muß außerdem der Hervorhebungskoeffizient β bestimmt werden. Diese Werte werden für verschiedene Teile des menschlichen Körpers oder des zu diagnostizierenden Objektes im voraus bestimmt oder von Fall zu Fall durch eine externe Operation bestimmt. Wenn diese Werte für die verschiedenen Objekte im voraus bestimmt sind, werden diese Werte in einem Speicher der Operationseinrichtung gespeichert, die bei der Signalverarbeitung benutzt wird.

Die durch den unscharfen Maskenprozeß in der zuvor erwähnten Weise erhaltene Dichte D′ wird außerdem einem Glättungsprozeß zum Vermindern der Hochfrequenzkomponente ausgesetzt. Durch den Glättungsprozeß wird das Rauschen ohne Beschädigung der für die Diagnose erforderlichen Information vermindert.

Die Operation mit der unscharfen Maske wird anschließend im einzelnen in Verbindung mit den Fig. 2A bis 2F erläutert.

Fig. 2A zeigt die Frequenzempfindlichkeit, mit der das Röntgenbild-Original mit 10 Bildelementen pro Millimeter abgetastet wird. Die Frequenzempfindlichkeit oder Modulaltionsübertragungsfunktion (MTF) wird in bekannter Weise durch eine Sinc-Funktion angegeben, wenn eine Öffnung mit einer rechteckigen Bewertung als die Öffnung für den Photodetektor benutzt wird, und als eine Gaußsche Funktion angegeben, wenn eine Öffnung mit einer Bewertung nach der Gaußschen Funktion benutzt wird.

Fig. 2B zeigt die Modulationsübertragungsfunktion einer rechteckigen unscharfen Maske (I) und einer Gaußschen unscharfen Maske (II), die nicht geringer als 0,5 bei 0,01 Perioden/mm und nicht mehr als 0,5 bei 0,5 Perioden/mm ist. Im Falle der unscharfen Maske der Kurve (I) wurde die unscharfe Maskendichte berechnet, indem ein arithmetischer Mittelwert von etwa 63 Bildelementen × 63 Bildelementen (was durch die Größe N=63 angegeben ist) auf dem Röntgenbild-Original erhalten, das mit 10 Bildelementen pro Millimeter abgetastet wird. Dieses ist dem Fall äquivalent, bei dem das Bild auf dem Röntgenbild-Original mit einem Lichtstrahl abgetastet wird, der eine Querschnittsgröße von 6,3 mm×6,3 mm hat. Im Falle der unscharfen Maske der Kurve (II) wurde die unscharfe Maskendichte berechnet, indem ein bewerteter Mittelwert mit einem Bewertungskoeffizienten Gaußscher Verteilung erhalten wurde. Andere Faktoren waren alle die gleichen, wie die im Falle der Kurve (I) benutzten. Versuche der Erfinder zeigten, daß die Ergebnisse in Ausdrücken des Diagnosewirkungsgrades und der Genauigkeit etwa die gleichen für die zwei unscharfen Masken (I) und (II) waren, die eine unterschiedliche Form der Modulationsübertragungsfunktion in ihrem Hochfrequenzbereich haben.

Die nachfolgende Beschreibung in Verbindung mit den Fig. 2C bis 2F wird der Einfachheit halber unter Bezugnahme auf eine rechteckige unscharfe Maske angegeben.

Fig. 2C zeigt die Modulationsübertragungsfunktion des verarbeiteten Signals von (Dorg-Dus).

Fig. 2D zeigt das Ergebnis der Operation bei (I), was der Dichte D′ entspricht, wobei der Hervorhebungskoeffizient β auf 3 festgelegt ist. Als gezeigtes Ergebnis ist der Maximalwert (B) der Modulationsübertragungsfunktion des hervorgehobenen Bildsignals etwa 4,6× so groß wie der Wert (A) der Modulationsübertragungsfunktion, der ein Grenzwert ist, bei dem die räumliche Frequenz unendlich nahe 0 ist.

Fig. 2E zeigt ein Beispiel der Modulationsübertragungsfunktion, wenn der Glättungsprozeß in dem hochfrequenten Bereich, das heißt von 0,5 bis 5 Perioden/Millimetern oder mehr, ausgeführt wird. Fig. 2E zeigt die Modulationsübertragungsfunktion in dem Fall, bei dem der Glättungsprozeß mit 5 Bildelementen × 5 Bildelementen bei der Dichte angewendet wird.

Fig. 2F zeigt die Modulationsübertragungsfunktion, bei der der Glättungsprozeß für die Dichte T′ in der gleichen Weise ausgeführt ist, wie dieses in Fig. 2D gezeigt ist.

Die Fig. 3A bis 3D zeigen die Änderung des Hervorhebungskoeffizienten β, der als eine Funktion der Dichte geändert wird, die durch die Röntgenoriginalbilddichte Dorg oder die unscharfe Maskendichte Dus dargestellt ist.

Fig. 3A zeigt eine flache Art, bei der β auf einem konstanten Wert festgelegt ist. Fig. 3B zeigt eine monoton ansteigende Art (β′≦0), Fig. 3C zeigt eine monoton abfallende Art (β′≦0), und Fig. 3D zeigt eine Hervorhebungsart mittlerer Dichte. Die in Fig. 3C gezeigte Art kann auch als Hervorhebungsart niedriger Dichte bezeichnet werden, ähnlich wie die in Fig. 3D gezeigte Art als Hervorhebungsart mittlerer Dichte bezeichnet wird, wobei beide Arten einen Bereich von β′<0 umfassen. Die Änderung des Hervorhebungskoeffizienten β, die durch die Fig. 3B, 3C und 3D gezeigt ist, hat eine gestufte Art, wie dies durch die Kurve a dargestellt ist, und eine glattgebogene Art, wie dieses durch die Kurve b dargestellt ist.

Durch Ändern von β als eine monoton ansteigende Funktion, wie dieses in Fig. 3B gezeigt ist, kann die Bildung eines künstlichen Bildes verhindert werden, das bei der Frequenzhervorhebung erscheinen könnte. Ein Beispiel dafür ist, wenn das Röntgenbild eines Magens, das durch Benutzung eines Bariumsulfatkontrastmittels erhalten wird, dieser Frequenzhervorhebung ausgesetzt wird, d. h. der Bevorzugung bestimmter räumlicher Frequenzkomponenten, oder dem unscharfen Maskenprozeß mit einem festliegenden Hervorhebungskoeffizienten β ausgesetzt wird, wird die Grenze des Bereichs niedriger Dichte, der eine gleichmäßige niedrige Dichte über einen breiten Bereich hat, der dem das Bariumsulfatkontrastmittel enthaltende Teil entspricht, zu stark hervorgehoben, und es wird ein künstliches Bild mit einer Doppelkontur erscheinen. Wenn der Hervorhebungskoeffizient β so geändert wird, daß er in dem Bereich niedriger Dichte für den mit dem Kontrastmittel gefüllten Teil niedrig ist und für den Bereich großer Dichte für die Mageneinzelheiten od. dgl. groß gemacht wird, kann das Erscheinen des künstlichen Bildes mit den Doppelkonturen verhindert werden. Wenn im Falle eines Vorderbrustbildes β festgelegt ist, so steigt das Rauschen in dem Bereich niedriger Dichte wie der Wirbelsäule und dem Herzen an, und im Extremfall werden die feinen Teile lediglich zu weiß gesättigt, nämlich den Nebelpegel des Aufzeichnungsmediums, was die Betrachtung des Bildes erheblich stört und den Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit stark vermindert. Wenn dagegen β klein in den Bereichen niedriger Dichte, wie der Wirbelsäule oder dem Herzen, ist und groß in dem Bereich großer Dichte, wie der Lunge, gemacht wird, können das zuvor erwähnte Rauschen und die gesättigten weißen Bereiche verhindert werden.

Die Hervorhebung bei niedriger Dichte, wie sie in Fig. 3C gezeigt ist, ist bei einem Objekt geeignet, bei dem die Diagnose des Teils niedriger Dichte besonders wichtig ist und der Bereich der niedrigen Dichte nicht einen Großteil des Gesamtbildes einnimmt. Zum Beispiel die Gefäßabbildung oder Lymphographie soll einer Frequenzhervorhebung dieser Art ausgesetzt werden, da bei diesen Objekten die Schärfe eines bestimmten Teils stark vergrößert werden soll, selbst wenn das Rauschen damit etwas vergrößert wird. Auf diese Weise werden der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit bei diesen Objekten durch eine Hervorhebung der niedrigen Dichte stark verbessert.

Die Hervorhebung mittlerer Dichte, wie diese in Fig. 3D gezeigt ist, ist bei einem Objekt geeignet, bei dem die Diagnose der Teile mittlerer Dichte besonders wichtig ist und die Teile niedriger und hoher Dichte einen Großteil des Gesamtbildes einnehmen, jedoch für die Diagnose nicht wichtig sind. Zum Beispiel bei der Gallenblasenabbildung oder der Leber sollen diese der Frequenzhervorhebung dieser Art ausgesetzt werden, da bei diesen Objekten nicht nur der Teil mittlerer Dichte hervorgehoben werden soll und das Rauschen und die Luftteile, die den Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit vermindern, sollen nicht hervorgehoben werden.

Bei jedem Beispiel der zuvor erwähnten Arten werden, wenn der Hervorhebungskoeffizient β auf einen kleinen Wert für die Frequenzhervorhebung festgelegt ist, der Diagnosewirkunsgrad und die Genauigkeit nicht verbessert, da der Kontrast der wichtigen Teile, wie der Mageneinzelheiten, der Blutgefäße und der Lunge und Venen, nicht hervorgehoboen wird, obwohl verschiedene künstliche Bilder verhindert werden können. Durch eine kontinuierliche Änderung des Hervorhebungskoeffizienten β nach Maßgabe der Dichte des Bildes auf dem Röngenbild-Original kann daher ein Röntgenbild erhalten werden, das einen hohen Diagnosewirkungsgrad und eine Genauigkeit hat, die das Auftreten eines künstlichen Bildes steuern.

Fig. 4 zeigt ein weiteres Ausführungsbeispiel der Änderung von β nach Maßgabe der Originalbilddichte Dorg. Bei diesem Ausführungsbeispiel wird β etwa linear zwischen der maximalen Dichte D₁ und der minimalen Dichte D₀ geändert, die aus einem Histogramm des Röntgenbild-Originals erhalten werden. Die maximalen und minimalen Werte D₁ und D₀ werden nach Maßgabe der Art des zu verarbeitenden Röntgenbildes bestimmt. So können z. B. die maximalen und minimalen Dichten als die Dichte bestimmt werden, bei der das integrierte Histogramm 90 bis 100% und 0 bis 10% jeweils wird.

Die Fig. 5 und 6 zeigen graphische Darstellungen von Ausführungsbeispielen der Änderung von β für die Hervorhebung der niedrigen Dichte und der mittleren Dichte.

In Fig. 5 und β vom maximalen Wert βmax zum minimalen Wert βmin vermindert, während sich die Dichte von A nach B ändert. Mit anderen Worten, wird im Bereich niedriger Dichte, d. h. von Dmin bis A, der Hervorhebungskoeffizient β maximal, d. h. βmax, gemacht und im Bereich hoher Dichte, d. h. von B bis Dmax, wird der Hervorhebungskoeffizient β minimal, d. h. βmin, gemacht. Die Dichte A soll eine Summe der minimalen Dichte Dmin und von 0,2 bis 0,5× der Differenz ΔD zwischen der maximalen Dichte Dmax und der minimalen Dichte Dmin sein, d. h., es gilt [Dmin+(0,2 . . . 0,5)×ΔD]. Die Dichte B soll die Summe von Dmin und 0,7 bis 1×ΔD sein, d. h. gleich [Dmin+(0,7 . . . 1)×ΔD].

Wie in Fig. 6 durch die durchgezogene Linie a gezeigt ist, wird β vom ersten Minimum βmin 1 bis zum Maximum βmax zwischen der Dichte A und B vergrößert und vom Maximum βmax bis zum zweiten Minimum βmin 2 zwischen der Dichte C und D vermindert. Mit anderen Worten wird im Bereich niedriger dichte Dmin bis A und dem Bereich großer Dichte D bis Dmax der Hervorhebungskoeffizient klein gemacht βmin 1, βmin 2, und im Bereich mittlerer Dichte B bis D wird der Hervorhebungskoeffizient groß gemacht βmax. Der erste minimale Wert βmin 1 und der zweite minimale Wert βmin 2 können einander gleich sein. Im Falle der Änderung, wie sie durch die strichpunktierte Linie b unterschiedlich von den zuvor erwähnten und durch die durchgezogene Linie a gezeigten Änderungen gezeigt ist, vergrößert sich der Hervorhebungskoeffizient β zwischen A und E und verkleinert sich zwischen E und D. In Fig. 6 sollen die Dichten A, B, C, D und E vorzugsweise jeweils die minimale Dichte Dmin plus 0 bis 0,2× der Differenz ΔD zwischen der maximalen Dichte Dmax und der minimalen Dichte Dmin, d. h. Dmin+(0 . . . 0,2)×ΔD, die mittlere Dichte

minus 0 bis 0,2× der Differenz ΔD, d. h. -(0 . . . 0,2)×ΔD, die mittlere Dichte () plus 0 bis 0,2× der Differenz ΔD, d. h. +(0 . . . 0,2)×ΔD, die maximale Dichte Dmax minus 0 bis 0,2× der Differenz ΔD, d. h. Dmax-(0 . . . 0,2)×ΔD, und die mittlere Dichte sein.

Bei der vorstehend gezeigten Operation, die einen sich ändernden Hervorhebungskoeffizienten, wie sie in den Fig. 5 und 6 gezeigt ist, benutzt, sind die maximale und minimale Dichte Dmax, Dmin beide die minimalen und minimalen Dichten innerhalb des für die Diagnose erforderlichen Bildes, d. h., es können noch dichtere oder weinger dichte Teile außerhalb des wesentlichen Bildes innerhalb des Röntgenbild-Originals vorhanden sein. Falls gewünscht, kann die maximale und minimale Dichte als die maximalen und minimalen Dichten innerhalb des gesamten Bereiches des Röntgenbild-Originals gewählt werden.

Durch die Versuche der Erfinder wurde ebenfalls festgestellt, daß die Ergebnisse etwa die gleichen sind, wenn der Hervorhebungskoeffizient β mit der Originalbilddichte oder mit der unscharfen Maskendichte geändert wird.

Neben der zuvor erwähnten Frequenzhervorhebung mit Hilfe der unscharfen Maske kann ein Helligkeitsabstufungsverfahren zum Ändern der Helligkeitsabstufung des Bildes vorgesehen sein. Wenn das Helligkeitsabstufungsverfahren vor dem unscharfen Maskenverfahren durchgeführt wird, wird die Analog-Digital-Umformung vorgenommen, nachdem das Signal zur Helligkeitsabstufung mit einer nicht linearen Analogschaltung verarbeitet wurde. Wenn der Helligkeitsabstufungsprozeß nach dem unscharfen Maskenprozeß durchgeführt wird, kann der Helligkeitsabstufungsprozeß in digitaler Form durchgeführt werden, oder er kann in analaoger Form nach der Digital-Analog-Umformung durchgeführt werden. Es ist auch möglich, den Helligkeitsabstufungsprozeß in digitaler Form nach der Analog-Digital-Umformung vor dem unscharfen Maskenprozeß durchzuführen.

Die Daten, die einer Frequenzhervorhebung und außerdem dem Helligkeitsabstufungsprozeß nach Bedarf ausgesetzt wurden, werden auf dem Magnetband 7 aufgezeichnet. Die auf dem Magnetband 7 aufgezeichneten Daten werden ausgelesen und mit Hilfe eines Digital-Analog-Umformers 9 in ein Analogsignal umgeformt, das zum Modulieren einer Aufzeichnungslichtquelle 11 nach ihrer Verstärkung mit Hilfe eines Verstärkers 10 benutzt wird. Das von der Lichtquelle 11 abgegebene Aufzeichnungslicht belichtet über eine Optik 12 einen Aufzeichnungsfilm 13, der auf einer Trommel 14 angeordnet ist. Die Trommel 14 dreht sich um ihre Achse und ist in axialer Richtung beweglich. Auf diese Weise wird auf dem Film 13 ein Bild, das der Frequenzhervorhebung des unscharfen Maskenprozesses unterworfen ist, aufgezeichnet. Das schließlich auf dem Film 13 aufgezeichnete Bild wird für die Diagnose benutzt.

Wenn das Bild endgültig auf dem photographischen Film aufgezeichnet wird, kann eine Verkleinerung des Bildes durch Aufzeichnen des Bildes mit einer höheren Abtastfrequenz als die Frequenz bei der Eingabetastung erreicht werden. Wenn z. B. das Eingabeabtastsystem eine Abtastfrequenz von 10 Bildelementen/Millimeter und das Ausgabeabtastsystem eine Abtastfrequenz von 20 Bildelementen/mm haben, hat das endgültig erhaltene Bild die halbe ursprüngliche Bildgröße.

Das verkleinerte Bild mit einem Verkleinerungsverhältnis von 1/2 bis 1/3 ist zur weiteren Verbesserung des Diagnosewirkungsgrades und der Genauigkeit erwünscht, da die Frequenzkomponente, die für die Diagnose notwendig ist, in die Nähe der Frequenz bei der größtmöglichen Sichtbarkeit gelangt und dem Beobachter damit der Bildkontrast vergrößert erscheint.

Jetzt werden bevorzugte Verfahren der Operation zum Erhalten der unscharfen Maskendichte im einzelnen erläutert.

Fig. 7 zeigt ein Ausführungsbeispiel eines Verfahrens zum Ausführen der Operation zum Erhalten der unscharfen Maskendichte Dus. Wie in Fig. 7 gezeigt ist, wird das Ausgangssignal des Photodetektors 21, der das durch das Röntgenbild-Original hindurch gegebene Licht mißt, mit Hilfe eines Verstärkers 22 verstärkt, der die Verstärkung einschließlich einer nicht linearen Korrektur oder Bandkompression, ähnlich einer logarithmischen Umformung, durchführt, um eine Originalbilddichte Dorg zu erhalten. Die Originalbilddichte Dorg wird an eine Operationseinheit 23 zum Durchführen des unscharfen Maskenprozesses nach der Formel (1) einerseits und andererseits an ein Tiefpaßfilter 24 zum Erhalten der unscharfen Maskendichte Dus gegeben. In dem Tiefpaßfilter 24 wird der Analogwert von Dorg gefiltert, so daß nur ihre extrem niedrige Frequenzkomponente übertragen und dann in ein digitales Signal Di mit Hilfe eines Analog-Digital-Umformers 24 umgeformt wird. Das umgeformte digitale Signal wird zum Berechnen eines arithmetischen Mittelwertes

mit Hilfe einer digitalen Rechenschaltung 26 benutzt. Der erhaltene Wert wird an die Operationseinheit 23 als unscharfe Maskendichte Dus gegeben. In dieser Formel bedeutet a_i einen Bewertungskoeffizienten für das Signal Di, das von dem Analog-Digital-Umformer 15 kommt. Im Falle eines einfachen arithmetischen Mittelwertes wird a_i gleich 1/N gemacht, wobei N die Anzahl der Abtastzeilen ist, die in der Unterabtastrichtung über einen Bereich gezählt werden, der von einer unscharfen Maske abgedeckt werden soll.

Wie in Fig. 7 gezeigt ist, wird die Originalbilddichte Dorg an die Operationseinheit 23 in Form eines Analog-Signals gegeben. Da diese Dichte Dorg erhalten wurde, bevor die unscharfe Maskendichte Dus an die Einheit 23 gegeben wird, muß die Eingabe der Originalbilddichte Dorg so verzögert werden, daß beide Dichten Dorg und Dus gleichzeitig an die Einheit 23 gegeben werden. Andererseits kann die Originalbilddichte Dorg in einem Speicher gespeichert werden, nachdem sie in einen digitalen Wert umgeformt wurde, und kann aus dem Speicher ausgelesen werden, wenn sie zusammen mit der unscharfen Maskendichte Dus benutzt wird. Auf jeden Fall muß die Eingabe der Originalbilddichte Dorg in die Einheit 23 um die Zeit verzögert werden, die für die Berechnung der unscharfen Maskendichte Dus mit Hilfe des Tiefpaßfilters 24, des Analog-Digital-Umformers 25 und der Schaltung 26 erforderlich ist, so daß die Dichten Dorg und Dus gleichzeitig an die Operationseinheit 23 gegeben werden.

Die Abschneidefrequenz des Tiefpaßfilters 24 wird durch ein Verhältnis unter der räumlichen Frequenz von 0,01 bis 0,5 Perioden/mm oder vorzugsweise 0,02 bis 0,15 Perioden/mm, der Bildelementgröße Millimeter/Bildelement und der Bildelementfrequenz Bildelement/Sekunde gewählt. Mit anderen Worten, die Abschneidefrequenz, nämlich ein Abfall von 6 dB des Tiefpaßfilters 24, die mit f_LP Perioden/Sekunde bezeichnet ist, wird durch die Formel bestimmt

f_LP (Perioden/Sekunden) = f_c (Perioden/mm) × d (mm/Bildelement) × n (Bildelement/Sekunde) , (7)

wobei die gewünschte räumliche Frequenz gleich f_c (Perioden/mm), die Bildelementgröße gleich d (mm/Bildelement) und die Bildelementfrequenz in der primären Abtastrichtung gleich n (Bildelement/Sekunde) sind.

Es ist darauf hinzuweisen, daß das Ausgangssignal des Photodetektors 21, das bei dem zuvor beschriebenen Beispiel der Fig. 7 als verstärkt angegeben wurde, bevor es im Tiefpaß gefiltert wurde, auch verstärkt werden kann, nachdem es im Tiefpaß gefiltert wurde, wie es in Fig. 8 gezeigt ist. Bei dem in Fig. 8 gezeigten Ausführungsbeispiel wird als Ausgangssignal des Photodetektors 21 in zwei Ausgangssignale unterteilt, von denen eines an ein Tiefpaßfilter 24 und das andere an einen Verstärker 22a gegeben wird, der erforderlichenfalls eine nicht lineare Korrektur ähnlich einer logarithmischen Kompression durchführt. Das Ausgangssignal des Verstärkers 22a wird als eine Originalbilddichte Dorg abgenommen, und andererseits wird das Ausgangssignal des Tiefpaßfilters 24 an einen weiteren Verstärker 22b gegeben, der dem Verstärker 22a äquivalent ist. Das Ausgangssignal des Verstärkers 22b wird an die digitale Rechenschaltung 26 gegeben, um einen arithmetischen Mittelwert Dus=Σa_iDi über einen Analog-Digital-Umformer 25 zu erhalten. Das Ausgangssignal der Rechenschaltung 26 ist die unscharfe Maskendichte Dus und wird an eine Operationseinheit 23 gegeben, um den unscharfen Maskenprozeß zusammen mit der Originalbilddichte Dorg unter Benutzung der Formel durchzuführen

D′ = Dorg + β (Dorg - Dus).

Fig. 9 zeigt die Bbildelemente und die Art des Algorithmus, der bei der Berechnung der unscharfen Maskendichte nach Maßgabe eines weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiels der Erfindung benutzt wird.

Wie in Fig. 9 gezeigt ist, wird angenommen, daß eine unscharfe Maske M_I,J rechteckig ist, wie dieses durch eine durchgezogene Linie angegeben ist, und wird von zwei parallelen Linien, die sich in der primären Abtastrichtung erstrecken, und zwei parallelen Linien eingeschlossen, die sich in der Unterabtastrichtung erstrecken. In der Zeichnung bedeutet die primäre Abtastrichtung die horizontale Abtastrichtung. Die Unterabtastrichtung ist daher natürlich die vertikale Abtastrichtung. Um die folgende Erläuterung zu vereinfachen, wird angenommen, daß die unscharfe Maske quadratisch ist. Die Länge einer Seite der quadratischen Maske ist N in Ausdrücken der Zahl der Bildelemente, wobei N eine positive ungerade Zahl ist. Die unscharfe Maske M_I,J wird für das Signal D′_I,J auf der Grundlage aller Originalbilddichten für die Bildelemente berechnet, die in der Maske M_I,J enthalten sind. D′_I,J ist die endgültige Dichte, die durch die Formel D′=Dorg+(Dorg-Dus) für einen Abtastpunkt bzw. ein Bildelement in der Mitte der Maske erhalten wird. D_I,J ist die Originalbilddichte für das Bildelement P_I,J an der Oberseite der Maske M_I,J. Nach Erhalt von D_I,J wird schließlich die Berechnung der interessierenden unscharfen Maske möglich. T_I,J ist die Gesamtsumme aller Dichten der Bildelemente innerhalb der Maske M_I,J, die eine Zahl von N² hat, d. h.

Zuerst wird die Dichte D_IJ des interessierenden Bildelementes P_IJ in der zugehörigen Adresse der Summe D in dem Speicher gespeichert. Jede Adresse soll eine Zahl von Bits haben, die den Signalwert des Bildelementes angeben kann, nämlich z. B. 8 Bits.

Dann wird die Summe C_IJ der Dichten der N Bildelemente in Richtung der primären Abtastung erhalten, die durch die folgende Formel angegeben ist

Dieses kann durch eine Formel erhalten werden

C_IJ = C_I-1J + D_I,J - D_I-N,J (10)

indem die Summe C_I-1,J der Signale der N Bildelemente, die vor dem Bildelement P_IJ in der Zeile des Bildelementes P_IJ angeordnet sind, die Dichte D_I-N,J der Bildelemente, die an den N Bildelementen vor dem interessierenden Bildelement P_IJ angeordnet sind, und die Dichte D_IJ des Bildelementes P_IJ benutzt werden. Die Summe C_IJ wird an der zugehörigen Adresse der Summe C im Speicher gespeichert. Jede Adresse dieses Speichers erfordert eine Anzahl von Bits, die zum Verhindern eines Überfließens erforderlich ist, was von der Anzahl N abhängt.

Dann wird die Gesamtsumme T_IJ der Dichten von N² Bildelementen innerhalb der Maske M_IJ erhalten. Dieses kann durch die Formel erreicht werden

T_IJ = T_I,J-1 + C_I,J - C_I,J-N , (11)

indem die Gesamtsumme T_I,J-1 der Dichten von den N² Bildelementen innerhalb der Maske M_I,J-1 die eine Zeile zurück zur Unterabtastrichtung der Maske M_I,J einschließlich des Bildelements P_I,J angeordnet ist, die Summe C_I,J-N der Dichten der N Bildelemente in der letzten Zeile der Maske M_I,J-1, die nicht in der Maske M_IJ enthalten ist, und die Summe C_IJ der Dichten der Bildelemente in der oberen Zeile einschließlich des Bildelementes P_IJ benutzt werden. Der erhaltene Wert T_IJ wird in der zugehörigen Adresse der Gesamtsumme T in dem Speicher gespeichert. Da die Gesamtsumme T_IJ der Wert ist, der N²× größer als der unscharfe Maskenwert ist, kann der unscharfe Maskenprozeß durch Benutzung dieses Wertes mit der Formel durchgeführt werden

Nachfolgend wird die für die vorstehende Operation erforderliche Kapazität des Speichers erläutert. Fig. 10A zeigt den Speicher für die Dichte D_IJ, die Worte in der Unterabtastrichtung und Nm Worte in der Hauptabtastrichtung haben sollte. Nm ist die Zahl, die gleich oder annähernd gleich der Anzahl von allen Bildelementen in der Hauptabtastrichtung ist. Ein Wort dieses Speichers kann z. B. 8 Bits haben. Fig. 10B zeigt den Speicher für die Summe C_IJ, der N+1 Worte in der Unterabtastrichtung und Nm Worte in der Hauptabtastrichtung haben sollte. Ein Wort dieses Speichers soll zwei- oder dreimal so viel Bits wie das vorerwähnte Wort für D_IJ haben. Fig. 10C zeigt den Speicher für die Gesamtsumme T_IJ, der nur zwei Worte in der Unterabtastrichtung und Nm Worte in der Hauptabtastrichtung haben sollte.

Fig. 11 zeigt ein Ausführungsbeispiel als Blockschaltbild zum Ausführen der vorstehenden Operation. Die Originalbildeingabedichte D_in, die an ein Verknüpfungsglied 31 gegeben wird, wird an einen Speicher 32 übertragen, der die genannte Kapazität hat, und in diesem gespeichert. Auf der Grundlage der gespeicherten Information führt eine Operationseinheit 33 die Operation aus. Das Verknüpfungsglied 31, der Speicher 32 und die Operationseinheit 33 werden mit Hilfe einer Steuerschaltung 34 gesteuert. Die Ergebnisse der Operation mit Hilfe der Operationseinheit 33 sind ein Ausgangssignal von dem Verknüpfungsglied 31 über den Speicher 32 in Form eines Bildausgangssignals D_OUT.

Nach Maßgabe des vorstehenden Verfahrens der Operation wird die Operation zum Erhalten der unscharfen Maskendichte Dus erheblich vereinfacht, wodurch die Vorrichtung zum Ausführen der Operation ebenfalls erheblich vereinfacht werden kann. Diese Vereinfachung beruht auf dem Verfahren, das die rechteckige Maske benutzt und einen einfachen arithmetischen Mittelwert der Dichten innerhalb der rechteckigen Maske bildet. Mit anderen Worten, nach Maßgabe dieses Verfahrens, das den einfachen arithmetischen Mittelwert der Dichten innerhalb der rechteckigen Maske berechnet, kann ein erheblich vereinfachter Algorithmus, wie er zuvor erläutert wurde, benutzt werden, und die Operation wird erheblich vereinfacht. Die Röntgenbildverarbei­ tung kann daher nach Maßgabe der Erfindung sehr einfach praktisch ausgeführt werden.

Außerdem können bei der vorstehenden Erläuterung die Speicher für die drei Arten der Information 35, 36 und 37 in der in Fig. 12 gezeigten Weise unterteilt werden, so daß der Adressenstrang und der Datenstrang in drei Gruppen unterteilt werden und die drei Arten der Information gleichzeitig aufgerufen werden können. Wie es in Fig. 13 gezeigt ist, können außerdem die drei Speicher in Reihe geschaltet werden, so daß die Adressen in den drei Speichern nacheinander angesteuert werden. Bei dem in Fig. 12 gezeigten Ausführungsbeispiel wird die Operationszeit weiter verkürzt.

Die Steuerschaltung und die Operationseinheit können durch eine besonders aufgebaute Hardware gebildet werden, wie eine PLA (programmierbare logische Anordnung) oder freie logische Schaltungen (Random Logic Circuits). Für die Steuerschaltung und die Operationseinheit können auch ein Mikrocomputer oder ein Minicom­ puter benutzt werden. Ein Mikrocomputer, z. B. ein Bitslice-Typ, kann für die Steuerschaltung und eine besonders ausgebildete Schaltung kann für die Operationseinheit benutzt werden.

Bei der tatsächlichen Schaltung wird eine geeignete Hardware nach Maßgabe der erforderlichen Operationsgeschwindigkeit ausgewählt.

Ein weiterer Algorithmus, der eine weitere Verminderung der Kapazität des Speichers ermöglicht, wird anschließend anhand der Fig. 14, 15 und 16 erläutert.

Bei diesem Algorithmus wird, nachdem die Dichte D_IJ des oberen interessierenden Bildelementes P_IJ in der unscharfen Maske M_IJ in der zugehörigen Adresse im Speicher für D gespeichert ist, wird die Summe E_IJ der Dichten der N Bildelemente in der Unterabtastrichtung, d. h.

berechnet und in der zugehörigen Adresse in dem Speicher für E gespeichert. Diese Berechnung wird unter Benutzung der Formel ausgeführt:

E_I,J = E_I,J + D_I,J - D_I,J-N . (14)

Durch Benutzung der gespeicherten Werte wird die Gesamtsumme T_I,J, die äquivalent dem N²× größeren Wert der unscharfen Maskendichte ist, durch Benutzung der folgenden Formel erhalten

T_I,J = T_I-1,J + E_I,J - E_I-N,J . (15)

Durch dieses Verfahren ist es unmöglich, die Berechnung nach der Formel (15) durchzuführen, wenn die primäre Abtastrichtung vom rechten Ende zum linken Ende zurückkehrt. Die Summe der N Dichten D_I,J der linken Seite der primären Abtastzeile, die durch R_J angegeben ist, was durch

angegeben ist, wird daher zuerst berechnet und an der zugehörigen Adresse in dem Speicher für R gespeichert. R_J wird, wie in Fig. 16 gezeigt, durch R₁, was die Summe von D_1,1 bis D_5,1 ist, und durch R₅ angegeben, was die Summe von D_1,5 bis D_5,5 ist, wenn N beispielsweise gleich 5 ist. Wenn das interessierende Bildelement sich von D_5,5 auf D_6,5 ändert, ändert sich R₅ nicht.

Wenn die primäre Abtastung daher vom rechten Ende zum linken Ende zurückkehrt, wird T_I,J durch Benutzung dieses R_J durch die folgende Formel erhalten:

T_I,J = T_I,J-1 + R_J - R_J-N . (17)

Die Benutzung von T_IJ wird der unscharfe Maskenprozeß mit Hilfe der folgenden Formel durchgeführt

Dieser Algorithmus erfordert einen Speicher für die Dichte D_I,J, der N+1 Worte in der Unterabtastrichtung und Nm Worte in der primären Abtastrichtung hat, wie dieses in Fig. 15A gezeigt ist. Jedoch erfordert dieser Algorithmus nur sehr kleine Speicher für R, E und T, wie dieses in den Fig. 15B, 15C und 15D gzeigt ist. Der Speicher für R und E erfordert N+1 Worte und den Speicher für T erfordert nur zwei Worte. Ein Wort des für D benutzten Speiches kann z. B. nur 8 Bits erfordern, jedoch erfordert ein Wort des für R, E und T benutzten Speichers, z. B. 16 Bits, was von der Größe von N abhängt. Die Kapazität des Speichers, der eine längere Bitlänge hat, wird vermindert, so daß damit dieser Algorithmus den großen Vorteil hat, daß die gesamte Speicherkapazität sehr klein ist. Die Kapazität des in den Fig. 15A bis 15D gezeigten Speichers ist daher sehr viel geringer als die Kapazität des in den Fig. 10A bis 10C gezeigten Speichers, wodurch die gesamte Vorrichtung zum Ausführen des Röntgenbild-Verarbeitungsverfahrens vereinfacht wird.

Die zuvor erwähnten zwei Algorithmen sind für die digitale Verarbeitung vorgesehen, bei der die Signale in digitaler Form verarbeitet werden. Es ist jedoch auch möglich, das Analogsignal in der primären Abtastrichtung zu integrieren und den integrierten Wert in dem Speicher zu speichern und danach eine numerische Integration der gespeicherten Werte in der Unterabtastrichtung durchzuführen, um die unscharfe Maskendichte Dus zu erhalten. In diesem Fall sind, da der Analogwert für jedes Bildelement integriert wird, N analoge Integrationsschaltungen erforderlich. Die Anzahl der analogen Integrationsschaltungen kann jedoch auf nur eine vermindert werden, wenn das folgende Verfahren benutzt wird.

Das heißt, die analoge Ausgangsdichte D des Abtastpunktes wird in zwei Ausgänge unterteilt, von denen einer durch eine Verzögerungsschaltung verzögert wird. Der verzögerte Ausgang und der andere Ausgang werden an eine Differenzsignaloperationsschaltung gegeben, die ein Ausgangssignal abgibt, das die Differenz zwischen den beiden Eingangsdichten angibt (Dorg-Dorg). Die verzögerte Dichte Dorg ist eine um eine Verzögerungszeit T verzögerte Dichte, die durch das Produkt einer Abtastzeit τ eines Bildelementes und der Anzahl der Bildelemente N in der unscharfen Maske, gezählt in der primären Abtastrichtung, gegeben ist, d. h. T=τ×N. Das Ausgangssignal der Differenzsignaloperationsschaltung wird integriert, um die Gesamtsumme der Dorg durch folgende Formel zu erhalten:

Der integrierte Wert entspricht dem Wert C_I,J, der in den Fig. 9 und 10 gezeigt ist, der in der Unterabtastrichtung durch eine digitale Operation addiert wird, um den Wert T_I,J zu erhalten. Durch Benutzung des Wertes T_I,J wird die unscharfe Maske Dus in der zuvor erwähnten Weise erhalten. Dieses ist auch ein Verfahren, mit dem der gewünschte Wert Dus mit einer hohen Geschwindigkeit und einfach berechnet werden kann, d. h. ein bevorzugtes Verfahren für eine analoge Operation.

Außerdem ist die unscharfe Maske Dus (IJ) ein Wert, der aus den Dichten D_ÿ innerhalb der Maske erhalten wird, die an ihrem Mittelpunkt einen Abtastpunkt (ÿ) hat und die Abtastpunkte innerhalb eines nachfolgend angegebenen Bereiches abdeckt.

wobei N_x die Anzahl der Bildelemente in der primären Abtastrichtung und N_y die Anzahl der Bildelemente in der Unterabtastrichtung sind. Es ist daher unmöglich, die unscharfe Maskendichte eines Abtastpunktes an der Kante des Bildes zu erhalten, da einige der Dichten um den Abtastpunkt herum an der Kante des Bildes nicht definiert sind.

Um die unscharfe Maskendichte Dus für den Abtastpunkt an der Kante des Bildes zu erhalten, können mit einem einfachen und vorteilhaften Verfahren die Dichten der äußeren Bildelemente, d. h. der Bildelemente an der Kante des Bildes, gespeichert werden, und diese gespeicherten Dichten können für imaginäre Bildelemente um das Bild herum benutzt werden, wobei angenommen wird, daß die Dichte der äußeren Bildelemente die gleiche für die imaginären Bildelemente um das Bild herum ist. Es ist auch möglich, anzunehmen, daß die imaginären Bildelemente um das Bild herum mit schwarz oder weiß angenommen werden oder aber einen Zwischenwert zwischen schwarz und weiß haben.

Die Erfindung ist nicht auf die vorstehenden Ausführungsbeispiele beschränkt, sondern kann in verschiedenen Änderungen ebenfalls ausgeführt werden.

Das Auslesen des Bildes in dem Röntgenbild kann durch Benutzung einer sich drehenden Trommel, auf der das Röntgenbild angeordnet ist, oder durch Benutzung eines flachen Trägers ausgeführt werden, der zum Abtasten bewegt wird und auf dem das Röntgenbild angeordnet ist. Das Röntgenbild kann ebenfalls optisch mit Hilfe einer Lichtstrahlabtastung abgetastet werden. Das Auslesen kann auch mit Hilfe eines Strahlabtastsystems, ähnlich einem Abtaster mit fliegendem Punkt erfolgen.

Obwohl bei dem zuvor beschriebenen Ausführungsbeispiel das digitale Ausgangssignal des Analog-Digital- Umformers 6 einmal auf einem Magnetband gespeichert wird und die zuvor erwähnte Operation aufgrund dieses gespeicherten Ausgangssignals ausgeführt wird, ist es auch möglich, das Signal in Realzeit zu verarbeiten und unmittelbar das verarbeitete Signal an die Wiedergabestation weiterzugeben. Außerdem kann die Operation der unscharfen Maskendichte nach dem Aufzeichnen der erforderlichen Information auf einem Magnetband unabhängig ausgeführt werden, oder es kann leitungsabhängig ausgeführt werden, wobei die Information zeitweilig in einem Kernspeicher gespeichert wird.

Bei den zuvor erläuterten Ausführungsbeispielen wird das der Bildverarbeitung ausgesetzte wiedergegebene Bild schließlich auf einem Aufzeichnungsmedium oder einem Kopierfilm, wie einem photographischen Film mit Silberhalogenid, aufgezeichnet. Neben diesem Film aus Silberhalogenid können aber auch ein Diazofilm oder ein elektrophotographisches Aufzeichnungsmaterial benutzt werden. Das wiedergegebene Bild kann auch auf einer Kathodenstrahlröhre anstelle einer Aufzeichnung des Bildes auf einem Kopierfilm angezeigt werden. Danach kann das auf der Kathodenstrahlröhre angezeigte Bild auch auf einem Aufzeichnungsfilm mit Hilfe einer optischen Aufzeichnungseinrichtung aufgezeichnet werden.

Außerdem wird bei den vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispielen ein von dem Verstärker 5 nach der Erfassung durch den Fotodetektor 4 nicht linear verstärktes elektrisches Signal oftmals als die Originalbilddichte benutzt. Der Grund, warum dieses Signal benutzt wird, liegt darin, daß das Signal, das einer Bandkompression und/oder einer nichtlinearen Korrektur ähnlich einer logarithmischen Verstärkung ausgesetzt ist, für die Signalverarbeitung vorteilhaft ist. Es ist natürlich auch möglich, das Ausgangssignal des Fotodetektors unmittelbar als Dorg ohne jegliche Verarbeitung zu benutzen. Außerdem soll theoretisch die Berechnung der unscharfen Maskendichte auf der Energie selbst beruhen. Durch Versuche wurde jedoch nachgewiesen, daß der aufgrund des logarithmisch komprimierten Wertes, der der Dichte und nicht der Energie entspricht, erhaltene Mittelwert die gleichen Ergebnisse im Hinblick auf den Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit zeigt. Dieses ist in der Praxis zum Durchführen der Operation sehr vorteilhaft und angenehm. Die Erfindung ist nicht auf die vorstehenden Ausführungsbeispiele begrenzt, sondern kann auch mit verschiedenen Änderungen ausgeführt werden.

Die Erfindung wird jetzt anhand verschiedener Beispiele erläutert.

Mehr als 100 Proben typischer Röntgenbilder verschiedener Teile eines menschlichen Körpers wurden sowohl in Form des Röntgenbild-Originals als auch in Form eines Röntgenbildes untersucht, das auf einem Aufzeichnungsmedium mit Hilfe des erfindungsgemäßen Röntgenbild-Verarbeitungsverfahrens aufgezeichnet wurde. Insbesondere wurden der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit zwischen diesen beiden Arten von Bildern verglichen. Zum Untersuchen der verschiedenen Faktoren bei der Erfindung wurden der Hervorhebungskoeffizient β und die räumliche Frequenz fc, bei der die Modulationsübertragungsfunktion 0,5 wird, in unterschiedlicher Weise verändert. Als unscharfe Maske wurde ein kreisförmiger Bereich benutzt, in dem die Bilddichten mit Hilfe eines nach Gauß bewerteten Mittelwert gemittelt wurden.

Die Ergebnisse wurden durch vier Radiologen abgeschätzt, da es unmöglich war, den Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit durch eine objektive physikalische Abschätzung durch Benutzung der Schärfe, des Kontrastes und der Körnigkeit abzuschätzen.

Die Normung der Abschätzung war die folgende:

+2: Der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit wurden stark verbessert und angehoben. Zum Beispiel die erkrankten Teile, die bei der herkömmlichen Radiographie nicht erkannt wurden, wurden erkennbar, oder die erkrankten Teile, die in dem Röntgenbild-Original sehr schwer zu erkennen waren, wurden klar erkennbar.
+1: Der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit wurden verbessert. Zum Beispiel wurden erkrankte Teile, die schwer zu erkennen waren, erkennbar.
0: Der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit wurden nicht verbessert, obwohl das Bild etwas klarer wurde.
-1: Der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit wurden in einigen Teilen vermindert, während sie in anderen Teilen verbessert wurden.
-2: Der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit wurden vermindert, ohne daß es Teile gab, bei denen sie verbessert wurden.

Die Fig. 17A und 17B zeigen die Ergebnisse der Beziehung zwischen der Abschätzung des erhaltenen Bildes und der Frequenz fc, bei der die Modulationsübertragungsfunktion gleich 0,5 wurde. Fig. 17A zeigt die Beispiele eines vorderen Brustbildes und Fig. 17B zeigt Beispiele der Knochen. Die dünne durchgezogene Linie (I) zeigt die Ergebnisse, bei denen der Hervorhebungskoeffizient β auf den Wert 3 festgelegt war. Beim Vergleich der Fig. 17A und 17B ist zu erkennen, daß der Frequenzbereich, bei dem die Abschätzung hoch ist, bei den Beispielen für die vordere Brustaufnahme verglichen mit den Knochenbeispielen nach unten verschoben wurde. Daher wurde festgestellt, daß die Frequenzkomponenten, die hervorgehoben werden sollten, von der Art der Erkrankung oder des Teils des menschlichen Körpers abhängen. Die gestrichelte Linie (II) zeigt die Ergebnisse, bei denen β nach Maßgabe der Originalbilddichte kontinuierlich geändert wurde. Bei beiden Beispielen wurde der Bereich einer hohen Abschätzung sowohl in den niedrigeren als auch den höheren Frequenzbereich ausgedehnt. Dieses liegt daran, daß in Fig. 17A gesättigte weiße Bereiche, die auf den Nebelpegel des Aufzeichnungsmediums gesättigt sind, am Herzen und Knochenteil, einschließlich der Wirbelsäule, verschwinden und in Fig. 17B ein Ansteigen des Rauschens verhindert wurde.

Beim Beispiel der Brust wurde der Hervorhebungskoeffizient β so geändert, daß er bei der Dichte D₀ auf 0 eingestellt wurde, wo das integrierte Histogramm 10% wurde, was der maximalen Dichte an der Wirbelsäule äquivalent ist, und auf Drei bei der Dichte von D₁ eingestellt wurde, was der minimalen Dichte an der Lunge äquivalent ist, und zwischen beiden linear geändert wurde.

Die strichpunktierte Linie (III) zeigt die Ergebnisse, bei denen der Helligkeitsabstufungsprozeß zusätzlich zum vorstehend angegebenen Prozeß angewendet wurde, so daß der Kontrast des Herzens vermindert und der Kontrast der Lunge in Fig. 17A erhöht wurde, sowie der Kontrast insgesamt auf 1,5× dem ursprünglichen Kontrast in Fig. 17B angehoben wurde.

Die dicke durchgezogene Linie (IV) zeigt die Ergebnisse, bei denen die Größe des Bildes auf 1/2 bis 1/3 zusätzlich zu den zuvor angegebenen Prozessen vermindert wurde.

Beim Helligkeitsabstufungsprozeß wurde eine Krankheit, die eine leichte Änderung im Kontrast über einen großen Bereich, wie ein Lungenkrebs oder ein Muskeltumor, zeigt, klarer gemacht. Durch die Verkleinerung der Bildgröße wurden die extrem niedrigen Frequenzkomponenten, die für die Diagnose wichtig sind, dichter an die optimale Frequenz der Modulationsübertragungsfunktion für die menschliche visuelle Empfindlichkeit (1 bis 2 Perioden/mm) herangerückt, und der Kontrast erschien verbessert zu sein, und der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit wurden verbessert.

Wenn außerdem ein Glättungsprozeß zum Einstellen der Modulationsübertragungsfunktion auf nicht weniger als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,5 Perioden/mm und nicht mehr als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 5 Perioden/mm zusätzlich zu der zuvor erwähnten Hervorhebung der extrem niedrigen Frequenzkomponenten ausgeführt wurde, wurde das Rauschen, d. h. die Körnigkeit des Bildes beseitigt, und der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit wurden verbessert.

Fig. 18 zeigt die Beziehung zwischen der Abschätzung und dem Maß der Hervorhebung, die durch das Verhältnis B/A in einer Brust angegeben ist. In diesem Fall wurde der hervorzuhebende Frequenzbereich auf fc=0,1 festgelegt, und der Hervorhebungskoeffizient β wurde verschiedentlich geändert. Die Kurve a in Fig. 18 zeigt die Ergebnisse, bei denen β unabhängig von der Originalbilddichte festgelegt wurde, und die Kurve b zeigt die Ergebnisse, bei denen β kontinuierlich mit der Originalbilddichte geändert wurde. Das Verhältnis B/A ist das Maximalverhältnis von B/A. Bei der Kurve a, bei der β konstant ist, fällt die Abschätzung unter 0 infolge eines künstlichen Bildes, wenn das Verhältnis B/A mehr als 6 oder 7 wird. In der Kurve b, bei der β geändert wird, verschwindet das künstliche Bild, und die Abschätzung befindet sich oberhalb von 0 über einen breiten Bereich von 1,5≦B/A≦10. Auch bei den anderen Beispielen wurden im wesentlichen die gleichen Ergebnisse beobachtet.

Die Tabelle 1 zeigt den Bereich von fc, in dem die Abschätzung verbessert oder oberhalb von 0 für andere Anwendungen lag. Die Frequenz fc ist die räumliche Frequenz, die an dem Röntgenbild-Original gemessen wird.

Teil der Probe
Frequenzbereich (fc: Perioden/mm)
Vorderer Brustkorb
0,01-0,2
Seitlicher Brustkorb	0,01-0,05
Knochen (einschl. Muskeln)	0,05-0,5
Mamma (Verkalkung)	0,1-0,5
Mamma (Krebs)	0,01-0,1
Blutgefäße	0,1-0,5
Magen	0,1-0,5

Wie in der vorstehenden Tabelle gezeigt ist, wurde nachgewiesen, daß der Frequenzbereich, der wichtig für die Diagnose ist, in einem sehr niedrigen Frequenzbereich um den Bereich von 0,01≦fc≦0,5 Perioden/mm lag.

Außerdem wurde nachgewiesen, daß die Diagnose weiterhin durch die Kombination der Hervorhebung der extrem niedrigen Frequenz und eines anderen Prozesses verbessert wurde, wie der Änderung des Hervorhebungskoeffizienten β, des Helligkeitsabstufungsprozesses, der Bildverkleinerung und des Glättungsprozesses, was für alle vorstehenden Proben oder Krankheiten gilt.

Beispiel II

200 Proben für die in Tabelle 2 gezeigten Teile wurden sowohl bei dem Röntgenbild-Original als auch bei dem erfindungsgemäß erhaltenen Röntgenbild untersucht. Insbesondere wurden der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit zwischen diesen beiden Armen von Bildern verglichen.

Tabelle 2

Einfaches Bild: Vorderer Brustkorb, seitlicher Brustkorb, Abdomen, Knochen, Kopf, Mamma.
Kontrastbild: Magen mit Doppelkontrast, Blutgefäß (Gefäßabbildung), Venen, Lymphographie.
Tomographisches Bild: Brustkorb, Abdomen.

Beim Verfahren zum Erhalten des Wiedergabebildes wurde der Hervorhebungskoeffizient β auf 3 festgelegt, und ein rechteckiger Bereich wurde als unscharfe Maske benutzt, um einen einfachen arithmetischen Mittelwert der Bilddichten der Bildelemente in dieser zu erhalten. Die Abschätzung wurde bei sechs unterschiedlichen räumlichen Frequenzen durchgeführt, bei denen die Modulationsübertragungsfunktion 0,5 (fc) wurde. Die Ergebnisse wurden von vier Radiologen, zwölf Klinikärzten und vier radiologischen Technikern abgeschätzt. Diese Spezialisten schätzten die Wiedergabebilder durch subjektive Abschätzung. Die Normung der Abschätzung war die gleiche wie beim Beispiel I.

Fig. 19 zeigt die Ergebnisse der Abschätzung durch die zwanzig Spezialisten für 200 Proben, die in einer einfachen Kurve in einer graphischen Darstellung der Abschätzung gemittelt wurden, die über der räumlichen Frequenz fc aufgetragen wurde, bei der die Modulationsübertragungsfunktion gleich 0,5 wurde.

Wie in Fig. 19 gezeigt ist, war der Bereich der Frequenz fc, in dem der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit besonders verbessert wurden, 0,02 bis 0,15 Perioden/mm. Außerdem wurde durch diese Untersuchung nachgewiesen, daß der Bereich von fc, in dem die Ergebnisse des Prozesses nach Maßgabe der Erfindung als verbessert zu erkennen waren, nicht so unterschiedlich für unterschiedliche Röntgenbilder war, obwohl der Wert von fc, bei dem die Abschätzung die höchste war, d. h., der Abschätzungsspitzenwert war etwas unterschiedlich in Abhängigkeit von der abschätzenden Person, des abgeschätzten Teils, d. h. Teil des menschlichen Körpers, oder der Krankheit und des Zwecks der Untersuchung des Röntgenbildes, d. h. einer Reihenuntersuchung oder einer genauen individuellen Untersuchung.

Beispiel III

Typische 20 Proben von Teilen, wie sie in der Tabelle 2 angegeben sind, wurden abgeschätzt, wobei fc bei 0,05 Perioiden/mm festgelegt und B/A verschiedentlich geändert wurde. Durch das gleiche Verfahren wie beim Beispiel II wurde das Röntgenbild gemäß der Erfindung erhalten und von zwanzig Spezialisten wie beim Beispiel II abgeschätzt. Die Durchschnittswerte der Abschätzung sind in Fig. 20 gezeigt.

Wie in Fig. 20 gezeigt ist, wurden, wenn β festgelegt war (Kurve a), der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit im Bereich von 1,5 bis 6 von B/A verbessert und besonders verbessert in dem Bereich von 2 bis 5,5. Wenn β geändert wurde (Kurve b), wurden der Diagnosewirkungsgrad und die Genauigkeit in dem Bereich von 1,5 bis 10 verbessert und besonders verbessert in dem Bereich von 2 bis 8.

Beispiel IV

Typische 100 Proben von Teilen, wie sie in der untenstehenden Tabelle 3 angegeben sind, wurden abgeschätzt, wobei β nach Maßgabe der Originalbilddichte oder der unscharfen Maskendichte geändert wurde, wie dieses in den Fig. 3A bis 3D gezeigt ist. Die unscharfe Maskendichte wurde als ein einfacher arithmetischer Mittelwert der Bilddichten innerhalb eines rechteckigen Bereiches benutzt. Die Frequenz fc der optimalen Frequenz für jede der Proben wurde innerhalb eines Bereiches von 0,01 bis 0,5 Perioden/mm experimentell ausgewählt. Die Abschätzung der sich ergebenden Bilder wurde nach dem gleichen Verfahren vorgenommen, wie es bei dem Beispiel I benutzt wurde.

Die Ergebnisse der Abschätzung sind in der Tabelle 3 gezeigt. In der Tabelle 3 bedeuten A, B, C und D die Ergebnisse der Abschätzung des Bildes in dem Fall, bei dem β jeweils in der in den Fig. 3A, 3B, 3C und 3D gezeigten Weise geändert wurde. Wenn die Abschätzung in dem Fall, bei dem β wie in Fig. 3B gezeigt abgeändert wurde, besser als in dem Fall war, bei dem β in der in Fig. 3C gezeigten Weise abgeändert wurde, wird das Abschätzungsergebnis z. B. in Form von C<B angegeben.

Wie in der Tabelle 3 gezeigt ist, wurde nachgewiesen, daß die Abschätzung dann höher war, wenn β geändert wurde, wie dieses in den Fig. 3B, 3C oder 3D geändert wurde, als in dem Fall, bei dem β festgelegt war, wie dieses in Fig. 3A gezeigt ist.

Tabelle 3

Vier Proben für jeweils den Brustkorb und Knochen wurden zum Vergleich der idealen unscharfen Maske mit der unscharfen Maske einer rechteckigen Form verglichen.

Das Abtasten des Röntgenbild-Originals wurde mit einer Größe von 10 Bildelementen/mm durchgeführt und eine kreisförmige Maske mit einem Durchmesser von 6 mm wurde benutzt, um die ideale unscharfe Maskendichte durch Bewertung der Originalbilddichte mit einem Bewertungskoeffizienten zu berechnen, der eine Gaußsche Verteilung über der Maske hat. Eine weitere unscharfe Maske wurde durch Abtasten des Röntgenbild- Originals in der primären Richtung mit einer Geschwindigkeit von 20×10³ Bildelementen/Sekunde durchgeführt, und das Ausgangssignal der Bilddichte wurde durch ein Tiefpaßfilter hindurchgegeben, das eine Abschneidefrequenz von 0,2×10³ Perioden/Sekunde hat. Die im Tiefpaßfilter gefilterten Dichten wurden einfach für die Unterabtastrichtung mit Hilfe einer digitalen Berechnung, d. h. eines einfachen arithmetischen Mittelwertes zusammenaddiert. Der Hervorhebungskoeffizient β wurde auf 2 eingestellt.

Die Abschätzung der Ergebnisse wurde durch das gleiche Verfahren vorgenommen, wie beim Beispiel I, nämlich duch vier Radiologen. Die Ergebnisse zeigten, daß keine Differenz zwischen den vorerwähnten zwei Arten von unscharfen Masken in ihrem Diagnosewirkungsgrad und ihrer Genauigkeit festzustellen waren.

Beispiel VI

Der Hervorhebungskoeffizient β wurde auf 4 geändert, und alle anderen Bedingungen waren die gleichen wie beim Beispiel V. Die erhaltenen Ergebnisse waren im wesentlichen die gleichen wie beim Beispiel V.

Claims (9)

1. Verfahren zum Verarbeiten eines Röntgenbildes bei einem Röntgenbild-Kopiersystem, bei dem ein Röntgenbild-Original abgetastet und die auf dem Röntgenbild-Original aufgezeichnete Röntgenbildinformation ausgelesen und in ein elektrisches Signal umgeformt wird und dann ein Bild auf einem Aufzeichnungsmaterial mit Hilfe des elektrischen Signals aufgezeichnet wird, dadurch gekennzeichnet, daß eine durch die Formel D′ = Dorg + β · (Dorg - Dus)ausgedrückte Operation zur Bildverbesserung durchgeführt wird, wobei Dorg die von dem Röntgenbild-Original ausgelesene Originalbilddichte, β ein Hervorhebungskoeffizient und Dus eine unscharfe Maskendichte sind, wobei die unscharfe Maskendichte jeweils aus Originalsignal sowohl der primären Abtastrichtung als auch der Unterabtastrichtung ermittelt wird und einer extrem niedrigen räumlichen Frequenz an jedem Abtastpunkt entspricht, wodurch die Frequenzkomponente oberhalb dieser extrem niedrigen räumlichen Frequenz hervorgehoben wird, wobei die unscharfe Maskendichte der Modulationsübertragungsfunktion entspricht, die nicht geringer als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,01 Perioden/ mm und nicht größer als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,5 Perioden/mm ist, und daß der Hervorhebungskoeffizient β entweder mit der Originalbilddichte oder der unscharfen Maskendichte geändert wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die unscharfe Maskendichte der Modulationsübertragungsfunktion entspricht, die nicht geringer als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,02 Perioden/ mm und nicht mehr als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,15 Perioden/mm ist.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der maximale Wert der Modulationsübertragungsfunktion des endgültig aufgezeichneten Bildes, das durch die genannte Formel hervorgehoben ist, 1,5- bis 10mal so groß wie der Grenzwert der Modulationsübertragungsfunktion ist, bei dem die räumliche Frequenz unendlich nahe dem Wert 0 ist.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, gekennzeichnet durch den weiteren Verfahrensschritt eines Glättungsprozeses, wobei die Modulationsübertragungsfunktion nicht geringer als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 0,5 Perioden/mm und nicht mehr als 0,5 bei der räumlichen Frequenz von 5 Perioden/mm ist.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die unscharfe Maskendichte Das durch Filtern der Originalbilddichte Dorg in analoger Form in der primären Abtastrichtung mit einem Tiefpaßfilter erhalten wird und daß ein arithmetischer Mittelwert der so gefilterten Dichten in digitaler Form nach einer Analog-Digital-Umformung in der Unterabtastrichtung berechnet wird.

6. Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß der arithmetische Mittelwert ein einfacher arithmetischer Mittelwert ist.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die unscharfe Maskendichte Dus durch Berechnen eines einfachen arithmetischen Mittelwertes der Originalbilddichten Dorg der Abtastpunkte innerhalb eines rechteckigen Bereiches erhalten wird, der durch zwei parallele Linien in Richtung der Hauptabtastung und zwei parallele Linien in Richtung der Unterabtastung eingeschlossen ist.

8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß das endgültig wiedergegebene Bild, verglichen mit dem Bild auf dem Röntgenbild-Original, in seiner Größe verkleinert wird.

9. Vorrichtung zum Verarbeiten eines Röntgenbildes bei einem Röntgenbild-Kopiersystem mit einem von einer Lichtquelle ausgehenden Abtastlichtstrahl zum Abtasten eines Röntgenbild-Originals, einem Photodetektor, mit dem beim Abtasten des Röntgenbild-Originals übertragenes Licht erfaßbar und in ein elektrisches Signal umwandelbar ist, sowie einer Operationseinheit zum Verarbeiten des elektrischen Signals, dadurch gekennzeichnet, daß zur Bildverbesserung mit der Operationseinheit an dem elektrischen Signal eine Operation entsprechend der folgenden Formel durchführbar ist D′ = Dorg + β · (Dorg - Dus),wobei Dorg die von dem Photodetektor erfaßte Originalbilddichte, β ein Hervorhebungskoeffizient und Dus eine unscharfe Maskendichte sind, die einer extrem niedrigen räumlichen Frequenz bei jedem Abtastpunkt entspricht, und daß die Operationseinheit (8) eine Einrichtung zum Ändern des Hervorhebungskoeffizienten β in Abhängigkeit entweder von der Originalbilddichte Dorg oder der unscharfen Maskendichte Dus aufweist.