JP2002530180A - フィルタリングされたヒストグラムを使用してデジタル式ｘ線検出器用の当該部分を自動検出する方法 - Google Patents

フィルタリングされたヒストグラムを使用してデジタル式ｘ線検出器用の当該部分を自動検出する方法

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Abstract

(57)【要約】 対象の放射線透過画像を表示する（２７０）、およびフィルタリングされたヒストグラム（１１０）を使用してデジタルレントゲン検出器用の該当する部位を自動的に検出するために、対象の放射線露光を表す複数の画素に対応するデジタル数値の第一セット（１００）からフィルタリングされたデジタル数値のサブセット（２００）を自動的に生成する

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、Ｘ線強度を分散した放射線透過画像を表すデジタル数値の範囲を自
動的に識別する方法に関し、より詳細には、実用的な診断用画像情報を表すデジ
タル数値の範囲を識別する方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
医療用のデジタル画像撮像の分野、特に直接放射線透過画像の分野において、
画像取り込む際に、入射した放射線の一部を取り込み、電荷に変換する放射線検
出素子がしばしば使用されている。これらの放射線検出素子の動的範囲は、Ｘ線
フィルムでは４０：１の範囲であるのに対して直線的に１０，０００：１を越す
ことができる。検出可能な露光範囲が広いため、誤った露光係数を設定すること
により露光に失敗して、患者の画像を取り直すというケースがほとんどなくなっ
た。しかしながら、表示装置から取り込む媒体を取り外して希望の出力媒体（Ｃ
ＲＴ表示装置、フィルム、反射印刷）で最適な画像を生成するためには、しばし
ば参照テーブル（ＬＵＴ）の形式のマッピング関数を開発する必要が生じる。
【０００３】 最適なグレースケールを開発する場合、生成される画像の許容基準の合否に影
響を与えるいくつかの鍵となる要因が認められている。第一に、減衰していない
Ｘ線露光部分は黒の背景で表示することが望ましいこと。第二は、たとえば四肢
の検査など、皮膚の線を認識可能なことが望ましい各種の検査の場合では、構造
的に異なる部分はそれぞれ個別の光学的濃度で表示する必要があること。首尾良
く上記の必要要件を満たすためには、対象とする画像全体の特徴、または部分的
な特徴を表すデジタル数値の範囲、および背景ピクセルの強度範囲を識別する必
要がある。強度範囲の識別を行った後に、グレースケールアルゴリズムは、上記
二つの基準を確実に満たすように検査に応じて必要な調整を自動的に行うことが
可能となる。
【０００４】 背景検出の問題は、医療画像を分割する領域にある。方法論としては、１）ヒ
ストグラム解析と、２）空間テクスチャ解析（可能な場合はヒストグラムにより
得られたグレーレベル強度情報と組み合わせる）と、二つの方法がある。上述の
方法のうち前者の方法については、Ajewole et al.に発行された米国特許第５，
０４６，１１８号に、部分エントロピーの概念を使用して、ヒストグラムを背景
領域と非背景領域に分ける方法が開示されている。Capozzi et al.に発行された
米国特許第５，１６４，９９３号は、後者の方法を扱っており、背景ポイントが
ピークのトップに発見された場合の条件についていくつかの追加条項を設けて、
線形ヒストグラムと対数ヒストグラムを使用している。Tanaka et al.に１９７
２年１月２１日に発行された米国特許第５，５９６，６５４号は、自動しきい値
手法により複数の部分に分割されたヒストグラムを使用して、背景および前景（
コリメータブレードなどの放射線制限装置を使用しているために放射線をほとん
ど受けていない画像領域）を検出する方法を開示している。Tanaka特許では次に
、検査タイプ、露光技術および表示する対象となる身体部分に関する情報と組み
合わせた判別分析を使用して、前景領域、対象領域および背景領域について希望
する範囲が得られるまで、分割された部分の間の分割ポイントを調整する。
【０００５】 第二グループの方法の一つとして、Jang et al.に発行された米国特許第５，
２６８，９６７号は、形態学的端部の検出、ブロック分類、およびブロック改善
を含む四段階方法を開示している。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
前述のAjewole、Capozzi、およびTanakaが開示した上記方法は、背景が不均一
に変化しているとき、または画像のヒストグラムに複数の背景のピークが存在す
る場合は役立たないことがある。Jangが開示した方法は、特定の用途には適用で
きるが、処理工程が複雑で時間がかかる。テクスチャ解析方法は、ソフトウェア
が作動しているときはとても遅く、信頼性も高くはない。放射線露光に反応して
電気信号を再生する放射線検出器により取り込んだ放射線透過画像の正確なグレ
ースケールを、常時自動的に再生する実用的な方法が必要とされている。特に、
平行露光の場合のように背景が散乱して望まない画像が生成される傾向のある場
合はなおのことである。
【０００７】 したがって、本発明は、検査別を行う前に、診断用に表示するために使用する
該当する解剖学的領域を表すデジタル数値の範囲を自動的に識別する方法を提供
することを目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
本発明は、対象の放射線透過画像を表示するために、前記対象の放射線露光を
表す複数の画素に対応するデジタル数値の第一セットからフィルタリングされた
デジタル数値のサブセットを自動的に生成する方法において、前記方法は、 （１） デジタル数値の第一セット内のデジタル数値の発生度数を表す第一ヒス
トグラムを生成するステップと、 （２） 前記第一ヒストグラムの積分を表す積分カーブを生成するステップと、 （３） 積分カーブが最初に、デジタル数値の最大ポイントから傾きが変化して
デジタル数値が減少するカーブに反転する、第一ヒストグラム積分カーブの変曲
点に対応するデジタル数値Ｖpeak1を取得するステップと、 （４） ＡＲを前記対象の解剖学的範囲を表すパラメータとして、パラメータＶ test ＝ Ｖpeak ― ＡＲを算出するステップと、 （５） 一つのブロックサブセットは、既定の数の画素からなる隣接するピクセ
ルから得られるデジタル数値から構成されるとして、デジタル数値の第一セット
をデジタル数値の複数のブロックサブセットに空間的に分割するステップと、 （６） 各ブロックサブセット内においてデジタル数値の発生度数を表すブロッ
クサブセットヒストグラムを構築するステップと、 （７） 各ブロックサブセットヒストグラムにおいて、ブロックサブセットヒス
トグラムの既定の低ポイントに対応するデジタル数値ＢＶlowを決定するステッ
プと、 （８） 各ＢＶlowとＶlowを比較するステップと、 （９） Ｖlowより大きいＢＶlowを有するすべてのブロックサブセットのデジタ
ル数値からフィルタリングされたデジタル数値のサブセットを生成するステップ
と、から構成されることを特徴とした対象の放射線露光を表す複数の画素に対応
するデジタル数値の第一セットからフィルタリングされたデジタル数値のサブセ
ットを自動的に生成する方法である。
【０００９】 前記解剖学的範囲ＡＲは規定の定数、あるいは変数でもよく、検査タイプの関
数として、ＡＲＣrefをＶpeak とＶedgeの標準的差異を表す定数から実験により
導き出された定数、ＶedgeをヒストグラムがＶlowから露光が増加するカーブに
反転する、先行の発生したピーク度数から既定の比率に初めて低下したポイント
として、ＡＲ ＝ [１００ ＋ ｛（Ｖpeak ―Ｖedge）― ＡＲＣref｝]とするこ
とができる。
【００１０】 さらに、フィルタリングされたデジタル数値のサブセットを使用して以下の方
法ステップにより、放射線透過画像を表す画像を表示媒体に表示することができ
、前記方法ステップは、 Ｉ） 前記表示媒体の濃度伝達関数を表す第一正規化参照テーブル（ＬＵＴ）を
メモリに保存するステップと、 ＩＩ） 実験により決定された複数の、表示する画像タイプの特性を示す定数を
表す第二ＬＵＴを前記メモリに保存するステップと、 ＩＩＩ） 前記フィルタリングされたデジタル数値のサブセット内のデジタル数
値の発生度数を表すフィルタリングされたヒストグラムを形成し、前記フィルタ
リングされたヒストグラムの積分を表す積分カーブを生成し、前記フィルタリン
グされたヒストグラム積分の既定の低い比率のフィルタリングされたヒストグラ
ム積分カーブの低ポイントに対応するデジタル数値Ｖlowを取得し、前記フィル
タリングされたヒストグラムがＶlowから露光が増加するカーブに反転する、先
行の発生したピーク度数から既定の比率に初めて低下する前記フィルタリングさ
れたヒストグラムの端のポイントに対応するデジタル数値Ｖedgeを取得し、前記
フィルタリングされたヒストグラム積分カーブが初めて傾きを変化させて前記フ
ィルタリングされたヒストグラム積分カーブが最大露光ポイントから露光が減少
するカーブに反転する、前記フィルタリングされたヒストグラム積分カーブのポ
イントに対応するデジタル数値Ｖpeak2を取得し、前記実験により決定された定
数および数値Ｖlow、Ｖpeak2、およびＶedgeのうち一つ以上の値を含む、検査別
数式を使用して始端ポイントＶminと終端ポイントＶmaxを算出するステップと、
ＩＶ） Ｖminより小さい前記フィルタリングされたサブセットのデジタル数値
をすべてＶminに、Ｖmaxより大きい前記フィルタリングされたサブセットのデジ
タル数値をすべてＶmaxに置換し、 Ｖ） フィルタリングされたサブセットのデジタル数値を差分（Ｖmax ― Ｖmin ）を表す新しいセットに正規化し、正規化されたデジタル数値と第一ＬＵＴを使
用して前記画像を表示するステップを含むことができる。
【００１１】 前記方法ステップは、方法ステップを実行する機械により読み出し可能で実行
可能な命令プログラムとしてプログラム記憶装置に実体的に保存することができ
、特に前記機械はデジタル放射線透過画像システムの構成要素である。
【００１２】
【発明の実施の形態】
直接画像取り込みを行う場合、一般的にＸ線放射線などの放射線源、患者、お
よび放射線検出器を設定する。患者は放射線が通過する経路上に配置され、検出
器は同じ放射線が通過する経路上ではあるが、患者を通過した放射線を遮る位置
に配置される。
【００１３】 直接放射線透過画像取り込み装置は通常、複数の検出素子の二次元配列から構
成される。検出素子に放射線が入射すると、検出素子は強度と期間に正比例した
大きさの電気信号を生成する。
【００１４】 次に、一つ一つの画素（ＰＩＸＥＬＳ）から通常、既定の順番に従ってすべて
の信号が読み出され、続いて増幅、ノイズフィルタリングが行われる。この時点
ではたいていはアナログ信号である信号が、通常の場合ここで各検出素子の相対
的な露光を示すデジタル信号に変換される。変換されたデジタル数値はデータ保
存媒体に保存される。以後、データ保存媒体を「データバンク」という。デジタ
ル数値は、取り込まれた信号分布の配列を正確に二次元に再構築できるように保
存される。
【００１５】 データバンクの情報はオリジナルの信号分布をグレースケール値の二次元分布
の形式で可視的な画像に表示するために使用される。一つ一つのグレースケール
値は、配列の検出素子一つ一つが生成した信号に対応する。これらの一つ一つの
デジタル数値が、表示された画像を構成する画素を形成する。一般的な放射線検
出器は、１９９７年７月５日にLee et al.に発行された米国特許５，６４８，６
６０号に開示されている。米国特許５，６４８，６６０号の内容は本明細書が引
例として参照している。
【００１６】 画像を表示する場合、個別の表示媒体を選択する必要がある。最も一般的な表
示媒体は感光性フィルムと陰極線管である。感光性フィルムは、画像に従って強
度を変調した走査ビームにより露光することができる。一方で、陰極線管には、
走査用の電子ビームを焦点を絞って励起させ、画像に従って蛍光体の強度を変調
することにより表示することができる。
【００１７】 画像を表示させるためには、デジタル数値を示す信号を受信して、表示駆動信
号を生成することができる装置の光ビーム、または電子ビームの強度をデジタル
数値を使用して調整する。現在ではデジタル入力値を、感光フィルムを露光する
ビーム、または陰極線管の蛍光体に衝突して可視画像を生成する電子ビームのビ
ーム強度（または露光時間）を変調する変調電圧に変換する技術が広く利用され
ている。重要なことは当然、結果として生成される画像が希望する光学的濃度で
表示されるようにデジタル数値を特定の信号強度に変換することである。ここで
の処理とは、取り込んだ画像を表すデジタル数値を、使用する表示媒体のグレー
スケール伝達（ＧＳＴ）関数にマッピングすることである。ＧＳＴ関数は、結果
として生じる表示媒体のグレースケールを表す、好ましくは正規化された、入力
励起の関数で、通常はＬＵＴとして保存される。
【００１８】 医療診断用の画像を表示する用途では、従来の放射線透過画像を可能な限り正
確に再生することが望ましい。一般的には、従来のＨｅＮｅレーザーフィルム放
射線写真の光学的濃度は最大で約３．０、かぶり濃度は約０．２である。このた
め、使用する濃度範囲は約２．８となる。フィルムの光学的濃度は一般的に対数
で表され、２．８の逆対数は約６００となるために、希望する使用可能なグレー
レベルの範囲は６００対１、あるいは１０００対１となる。これから、表示グレ
ースケールの範囲は、光学的濃度の６００／１または１０００／１の範囲を目標
として再生されることとなる。すなわち、表示する際に検出可能な第一グレーシ
ェードを表すために使用するデジタル数値Ｖminと、表示する際に飽和ポイント
、または最大黒を表すために使用するデジタル数値Ｖmaxを決定する必要がある
。さらに、ＶminとＶmaxの間に存在する残りのデジタル数値は、対象とするグレ
ー範囲の中で最も利用しやすい可視情報となるように実行する検査の種類に応じ
て圧縮または伸長して分散させる必要がある。このために、ＧＳＴの定められた
ポイントでは特定の濃度値を取るように第三のデジタル数値Ｖedgeを使用する。
【００１９】 ９８年２月２０日に出願し、本願の譲受人に譲渡された同時係属出願のＰＣＴ
／ＵＳ９８／０３２４９号は、方法と、検査により決定した、検査別アルゴリズ
ムと、アルゴリズムとともに使用する関連定数を開示している。開示されている
方法をデジタルデータに適用して、Ｖmin、ＶmaxおよびＶedgeを決定して、放射
線透過画像を表示することができる。
【００２０】 上述の係属出願で開示されている検査別アルゴリズムは、ヒストグラムデータ
と解剖学上の目印との幅広い相関的な関係を利用して特定の限界値および関係を
識別し、識別した値を使用してデジタルデータを、取り込んだ画像の性質、放射
線透過画像の場合は、希望する検査のタイプにより決定される方法に従って、マ
ッピングを行う。これらの解剖学上の目印は、すべての画像のタイプおよび検査
のタイプに共通する３つの基準ポイントを使用して、検査に応じた計算手段によ
り決定される。図１には、フィルタリングを行う前の、手を平行Ｘ線で露光して
得られた一般的なヒストグラム１０と積分値１２が示されている。この図を参照
して三つの基準ポイントを説明する。
【００２１】 第一基準ポイントは基準開始ポイントＶlowである。Ｖlowは画像表示マッピン
グに使用する最小値Ｖminを計算する際に使用する。開始ポイントの識別は、発
生した値のヒストグラム度数のみを使用する場合はむしろ不確定になる。ヒスト
グラム値の積分値を使用すると、より明確な値が得られる。全積分値の１％から
１０％、好ましくは５％に相当するデジタル数値（Ｖlow）を、表示する際に初
期デジタル数値（Ｖmin）を算出する信頼性のある基準値として選択した。
【００２２】 第二基準ポイントはＶedgeで、発生ヒストグラム度数は最初にヒストグラムの
先行するピーク値の２０％から３０％、好ましくは２５％以下に低下し、最低の
露光から最大の露光に（図１の左から右）Ｖlowから逆転する。たとえば、ＰＡ
胸部画像の場合でＶedgeは肺臓領域の部分でＸ線が最も半透明の部分を識別し、
ハードコピー画像に指定された光学的濃度を生成するために使用される。以後示
されるように、定義されたＶminと肺臓領域に定められた光学的濃度を組み合わ
せることにより、Ｖmaxを計算することができる。胸部を側面から見ると、Ｖedg e は心像部を表し、胸部の側面図においてＶmaxを算出する際に使用される。
【００２３】 第三の基準ポイントはＶpeakで、ヒストグラムの積分値カーブが、最大露光か
ら最低露光に逆転する（図１の右から左）、傾きが変化するポイントの露光値に
対応している。Ｖpeakは、ヒストグラムの最大不飽和ピーク値を表す。この値は
皮膚の線を見るために望ましい画像を再生するのに役立つ。
【００２４】 ヒストグラムデータから導き出された基準値Ｖlowを使用して、検査別定数Ａ
を使用してＶminを算出する。定数Ａを使用して、表示する画像に含まれる最低
デジタル数値Ｖlow以下の距離を決定する。定数Ａと、対となる定数Ｂは、複数
の検査から、胸部、四肢、頭蓋、または腹部などに限定されることなく、各種放
射線透過画像のタイプから導き出された、実験的に決定された定数である。
【００２５】 Ｖmin ＝Ｖlow ― ＳＦｘＬｏｇ（Ａ） スケールファクタＳＦはヒストグラムの構成に対応する。好ましい実施形態で
は、ヒストグラムを構築する場合、個別のデジタル露光値を使用するよりも、複
数の連続する値を含んだセグメント（以後「ビン」という）を使用する。たとえ
ば、各ビンが２０の連続したデジタル数値を有している、すなわちサイズが２０
のビンとする。デジタルシステムが１２ビットシステムの場合、範囲を２０の連
続した値のセグメント、すなわちビンに分割し、ビン内の任意の値が発生する度
数を一つの値としてプロットすると、４０９６の離散的な値は２０５に下げるこ
とができる。
【００２６】 スケールファクタは生データのスケールを検出素子の動的範囲から表示媒体の
動的範囲に対数変換することも関連する。たとえば、ＨｅＮｅレーザフィルムシ
ステムでは、フィルム露光に使用可能な光学的濃度の動的範囲は、基数にかぶり
を加えて考慮すると、６００対１となる。スケールファクタＳＦは以下のように
定義される。 ＳＦ ＝ [（使用可能な数値の数）／ｌｏｇ（動的範囲）]／ビンのサイズ したがって上述の例では、 ＳＦ ＝ [（４０９６）／ｌｏｇ（６００）]／２０、すなわちＳＦ ＝ ７３．７
となる。
【００２７】 Ｖminの値が決定されると、Ｖmaxは、選択した検査のタイプに応じて以下の関
係から算出される。ケースＩ：一般的な放射線透過画像（デフォルト値）の場合 既定の検査別デジタル数値の動的範囲が表示データに含まれるように定めるこ
とができる。この実施形態は指定されたセンシトメトリ特性の動的範囲のフィル
ムを使用することと同じである。グレースケール伝達特性はＶminに対して固定
されるため、ヒストグラムのＶminの値は露光の変数を効果的に補足するように
決定される。Ｖmaxは以下の数式で算出される。 （１） Ｖmax ＝ Ｖmin ＋ ＳＦ ｘ Ｌｏｇ（Ｂ） ここでＢは定数Ａと対となる定数とする。ケースＩＩ：（主コントラストの補正） ケースのＩＩの場合、ＶedgeとＶlowとの間の差異を使用して、表示する際に
使用するデジタルデータの動的範囲を決定する。ケースＩの検査別の動的範囲パ
ラメータを、観察された差異（Ｖedge ― Ｖlow）と、これらの値の検査別の標
準的な差異との比により修正する。このためＶmaxは以下の数式で算出される。
（２） Ｖmax ＝ Ｖmin ＋ ＳＦ ｘ Ｌｏｇ（Ｂ） ― Δｒａｎｇｅ ここで、 Δｒａｎｇｅ ＝ Ｖedge ― Ｖlow Ｖedge は、Ｖminから開始して左から右に走査する際にヒストグラムが最初に先
行する最大ピークの２０％から３０％、好ましくは２５％に低下するヒストグラ
ムのポイントである。ケースＩＩＩ：（解剖学的構造と相関した表示値） ケースＩＩＩの場合、Ｖedge の値は、診断用ディスプレイで構造が既定の光
学的濃度（またはソフト表示強度）で表示されるように、解剖学的構造と相関し
ている。このため、選択したグレースケール伝達カーブを参照する必要がある。
【００２８】 例えば、Ｖedge が肺臓領域の最大半透明度に対応している場合、Ｖedge 値は
表示画像で光学的濃度（ＯＤ）値１．７となることがある。グレースケール伝達
カーブから、ＯＤ＝１．７の場合、露光は５５％となる必要がある。ＧＳＴ関数
は、Ｖedge とＶmin の間の距離がＶmax とＶmin の間のデジタル数値範囲の５
５％となるように正規化される。便宜上、この検査別露光比パラメータを「Ｌ」
とする。
【００２９】 Ｖedge がハードコピー画像で希望する光学的濃度を生成するように以下の数
式によりＶmax を生成する。 （３） Ｖmax ＝ Ｖmin ＋ （１／Ｌ） ｘ （Ｖmax ― Ｖmin）ケースＩＶ：（該当する領域が四肢であるケース） 皮膚の線を見えるようにする必要のあるケース、たとえば四肢の放射線透過画
像では、Ｖmax は以下の数式で算出される。 （４） Ｖmax ＝ Ｖmin ＋ （１／Ｌ） ｘ （Ｖpeak ― Ｖmin） ここでＬは、グレースケール伝達カーブに関する検査別パラメータで、皮膚の
線で希望する光学的濃度を生成するために必要な露光比を示す。この条件では、
解剖学的画像を取り囲む背景は、皮膚の線のために選択した光学的濃度と同じと
なる。
【００３０】 前段までＶminを決定する方法と、Ｖmaxを算出する各種の方法について説明を
した。これらの値は診断用に表示される画像示すデジタル数値の範囲を示してい
る。この範囲内のデジタル数値はプログラムされた参照テーブル（ＬＵＴ）を介
して変換され、希望するグレースケール伝達特性を提供して診断データの表示を
最適化する。このポイントに到達するため、パラメータテーブルに保存され、オ
ペレータの選択する画像および検査タイプの索引を付けた複数の検査別パラメー
タを使用した。 これらのパラメータはＡ、Ｂ、Ｌであり、それぞれ Ａ・・・Ｖminを決定し、 Ｂ・・・Ｖmaxを決定し、 Ｌ・・・希望する光学的濃度を生成するために使用される。
【００３１】 同様に、Ｖmaxを決定する四つのアルゴリズムも検査および画像タイプに応じ
て保存され、オペレータにより選択的に使用される。さらに、表示媒体に固有の
「グレースケール伝達」関数もまた、出力濃度を示す露光比として正規化された
フォーマットで保存される。複数の表示媒体を使用する場合、通常は複数のＧＳ
Ｔ関数カーブが保存される。
【００３２】 上述の用途で説明したように、一般的なシステムは以下のパラメータを含むこ
とができる。オペレータは各種の検査に応じてパラメータを選択して画像を表示
する。 検査／画像タイプの入力 １ 胸部ＰＡ／ＡＰ ２ 胸部―側面 ３ 頭蓋部 ４ 四肢部 表１は、線形１４ビット検出素子出力側から対数１２ビットドメインにマッピ
ングする変換の後の対数デジタル数値の発生度数のヒストグラムを使用した上述
のケースの模範的な定数値を示している。
【００３３】
【表１】
【００３４】 表１、表２に記載の「数式番号」とは、本明細書に記載の数式の番号（検査別
アルゴリズム）を意味する。表２は検査別数式係数およびパラメータの模範的な
範囲およびデフォルト値を示す。
【００３５】
【表２】
【００３６】 図２には、図１のヒストグラム１０が示すデータを表示した結果の画像２０が
示されている。ヒストグラム１０は、希望しないデータも含めた放射線透過画像
２０を表す（１２ビット、２０値／ビンドメインへの対数変換およびマッピング
後の）オリジナルのデジタル数値のセットの発生度数を示している。前述の希望
しないデータとは例えば、平行放射線ビームを使用して１４ｘ１７インチの放射
線検出素子の一部だけに露光する際に、検出素子全体が露光されるのをシールド
が妨げ、散乱した放射線が、図２に示されるように、希望しない背景露光２２を
生成した場合などを意味し、実際の露光部分の外部に存在するデータを表す。こ
の希望しない背景露光を示すデータがヒストグラムの構成に含まれ、Ｖmin、Ｖm ax 、およびＶedgeの算出に影響を与えると、結果が不正確になる傾向がある。こ
の結果、図２に示されるように画像２０は低品質となる。多くの有用な情報は、
散乱放射線の画像によりぼやかされており、一部は、希望する画像領域２４を取
り囲むグレーに見える領域２２を形成している。
【００３７】 本発明に従って、上述のオリジナルのデータを使用して、前述の三つの値、す
なわちＶmin、Ｖmax、およびＶedgeを導き出す。本発明はまた、背景散乱ではな
い、期待される最小データ値である第四の基準値Ｖtestも使用する。解剖学的デ
ータに対応するデジタル数値は、定義された解剖学的範囲（ＡＲ）を有する。解
剖学的範囲（ＡＲ）は通常は約１００ビン（上述のヒストグラム構造に継続して
おり、一つのビンは２０デジタル数値を含む）である。このため、背景分散のな
い最小データ値は以下のように算出される。 Ｖtest ＝ Ｖpeak ― ＡＲ ここでＡＲ＝１００である。
【００３８】 しかしながら、いくつかの検査でＡＲは、１００：１よりも大幅に大きい、ま
たは小さい異常な値をとることもある。各検査タイプごとの正常検査と異常検査
によるＶpeak ―Ｖedgeの値の幅でＡＲの値の幅を表すことができる。この範囲
をＡＲＣ（解剖学的範囲補正値）と呼ぶことができ、図３に示されている。各検
査は、大きな臨床データベースから得られるヒストグラムの大きく分散から推定
されるＡＲＣref（基準ＡＲＣ）値と、処理するために指定されたヒストグラム
の実際のＶpeak ―Ｖedgeの値に対応するＡＲＣact（実ＡＲＣ）値を有している
。
【００３９】 ＡＲは以下の式で算出することができる。
【００４０】 ＡＲ ＝ 固定範囲 ＋ （ＡＲＣact ― ＡＲＣref） ここでＡＲＣact ＝Ｖpeak ―Ｖedge 解剖学的範囲ＡＲの補正を考慮すると以下のようになる。 Ｖtest ＝ Ｖpeak ― [固定範囲 ＋ ｛（Ｖpeak ―Ｖedge）― ＡＲＣref｝] 本処理を説明する好ましい実施例では、固定範囲の値は実験的に１００と決定
した。ヒストグラムのスケールに応じて、固定範囲を調整して、特定の検査タイ
プに期待される使用可能な値の範囲（したがってグレースケールの範囲）に一般
的な実験的に決定した値の範囲を表すことができる。
【００４１】 固定範囲が１００の場合、前述の数式は以下のようになる。 Ｖtest ＝ Ｖpeak ― [１００ ＋ ｛（Ｖpeak ―Ｖedge）― ＡＲＣref｝] 本発明に従って、フィルタリングされたヒストグラム、すなわち放射線透過画
像を表示するために使用されるデータ値を識別するために使用される値のヒスト
グラムは、最初に一次全体画像ヒストグラムおよび該当するカーブをコンパイル
して構築する。次に積分カーブのポイントＶpeak1を決定し、Ｖtestを取得する
。次に全体画像を、二次元の正方形または長方形ブロックの形状の複数の画素か
らなる部分画像に分割する。こうして各ブロックごとのヒストグラム、およびブ
ロックヒストグラムの積分カーブが構築される。ブロック積分の１％から１０％
、好ましくは５％に相当する基準ポイントＢＶlowを各ブロックごとに生成し、
Ｖtestと比較する。次に、ブロックのうち、ＢＶlowがＶtestより大きいブロッ
クからなるすべてのデータの和からなるフィルタリングされた全体画像、ヒスト
グラムを生成する。こうして生成されたフィルタリングされたヒストグラムを使
用して、前述の方法でＶlow、Ｖpeak2、およびＶedgeを決定し、こうして決定し
た値より画像表示用のＶminとＶmaxを決定する。ここでＶpeak1とＶpeak2を使用
して一次全体画像ヒストグラムで決定されたＶpeak（Ｖpeak1）と、フィルタリ
ングされた全体画像ヒストグラムで決定されたＶpeak（Ｖpeak2）の差分をとる
。
【００４２】 フィルタリングされたヒストグラムのＶmin、Ｖedge、およびＶmaxが決定され
てから、オペレータは、表示する画像のタイプを選択し、表示に使用する値の範
囲（Ｖmax―Ｖmin）を入力する。一つ一つの値が表示されるごとに、露光値の比
率に変換される。この比率の値は、保存された参照テーブル（ＬＵＴ）を使用し
て、正規化された露光の関数である、表示媒体濃度伝達に対応して変換され、希
望する光学的濃度を生成するために必要な結果の露光の値を生成する。次にこの
値を使用して、表示媒体が感光フィルムの場合は表示媒体を露光し、ソフトディ
スプレイを使用する場合はＣＲＴ表示装置を駆動する。
【００４３】 図４は、オリジナル画像を複数のブロックサブセットに分割し、それぞれのデ
ジタル数値の発生度数の一般的ヒストグラムを示している。各部分ヒストグラム
は、オリジナルヒストグラムから取得し、Ｖtestに対してテストした、対応する
Ｖlowを有している。
【００４４】 図５は、ＢＶlowがＶtestより大きいブロックサブセットヒストグラムからの
デジタル数値のみを保って構築して取得したフィルタリングされたヒストグラム
を示している。図５に示されているように、ｘ軸の約ビン８５を下回るビンに対
応する数値は、もはや含まれていない。図６は、図２の画像を表示するために使
用した同じ検査別アルゴリズム（ＥＳＡ）選択を適用した後、図５のフィルタリ
ングされたヒストグラムにより表されるデータを使用した手の画像示している。
【００４５】 変換と計算はハードウェアで実行するか、あるいはオペレータが各種操作の段
階で入力を行い、本処理の算出を行う部分を適当なプログラムされたコンピュー
タを使用して算出することが最善であることも考えれる。したがって、本発明は
また、前記方法ステップを実行する機械、特にデジタル放射線透過画像システム
の構成要素である機械により読み出し可能で、実行可能な命令プログラムを実体
的に保存するプログラム記憶装置も含む。
【００４６】 図７を参照して前述のプログラムのコンピュータ論理に使用することができる
フローチャートの典型的な例を説明する。図７に示されるように、本処理は最初
にステップ１００で、オリジナルのデジタル放射線透過データの収集を行う。ス
テップ１１０において、前記データのヒストグラム積分のヒストグラムを生成し
、Ｖlow、Ｖpeak1、およびＶedgeの基準値を決定する。次に、ステップ１３０で
、検査別アルゴリズム（ＥＳＡ）１２５を使用してＶtestを算出する。
【００４７】 ステップ１４０で、オリジナルのデジタルデータをブロックに分割する。ステ
ップ１５０で、各ブロックごとにデータを取り出し、ステップ１６０で、前記デ
ータのヒストグラムとヒストグラム積分を生成する。ステップ１７０で、ブロッ
クＶlow（ＢＶlow）を算出し、ステップ１８０で、Ｖtestと比較する。Ｖlowが
Ｖtest以下の場合、ステップ１９０でデータは無視される。ＶlowがＶtestを上
回る場合、ステップ２００でデータはフィルタリングされたデータのサブセット
に保存／追加される。すべてのデータのブロックが取り出されて評価されるまで
、ステップ１８０の結果に応じて、ステップ１５０からステップ１９０またはス
テップ２００までのステップが反復される。
【００４８】 フィルタリングされたデータのサブセットの生成が完了すると、ステップ２１
０に進み、フィルタリングされたデータのサブセットのフィルタリングされたヒ
ストグラムとフィルタリングされたヒストグラム積分が生成される。ステップ２
２０で、Ｖlow、Ｖpeak2、およびＶedgeが生成され、ステップ２３０でＥＳＡ２
２５を使用して、ＶminおよびＶmaxが生成される。ステップ２４０で、フィルタ
リングされたサブセットの中でＶminを下回る数値はＶminと、Ｖmaxを上回る数
値はＶmaxと置換されて表示データが生成される。ステップ２５０で、生成され
た表示データは正規化される。ステップ２６０で、正規化された表示データはグ
レースケール伝達（ＧＳＴ）関数参照テーブル（ＬＵＴ）により処理され、ステ
ップ２７０で視覚的に表示される。
【００４９】 当業者は、特に上記の例で使用した数値などを変更して上記記述の長所を有す
る多様な変形形態を造ることが可能である。前記変形形態には、オペレータが希
望するＥＳＡを選択したり、Ｖedge、ＶlowまたはＶlowの選択を制御することが
できる検査タイプの定義、あるいは実行する検査タイプ、患者の情報に関するそ
の他の情報を入力するオペレータ入力ステップを含むことができる。本発明の精
神を逸脱することなく様々な変形態様が可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】 図１は、本発明に従ったフィルタリングを行う前の、平行Ｘ線で露光した手の
典型的なヒストグラムおよびその積分を示す図である。
【図２】 図２は、希望する検査別アルゴリズムを実行した後の、図１のヒストグラムに
より表されるデータを表示して得られた画像を示す図である。
【図３】 図３は、解剖学的範囲定数の補正値を表す図である。
【図４】 図４は、図１のヒストグラムを使用して構築したデータから得られた典型的な
ブロックヒストグラムを示す図である。
【図５】 図５は、本発明に従ったデータ処理を実行した後の、図１のヒストグラムに対
応するフィルタリングされたヒストグラムを示す図である。
【図６】 図６は、図２のケースと同様の検査別アルゴリズムを実行した後の、図５のフ
ィルタリングされたヒストグラムにより表されるデータを表示して得られた画像
を示す図である。
【図７】 図７は、本発明の典型的な方法のフローチャートを示す図である。
【符号の説明】
１００ オリジナルデータ １１０ ヒストグラムおよびヒストグラム積分を生成する。 １２０ Ｖlow、Ｖpeak、およびＶedgeを抽出する。 １２５ ＥＳＡ １３０ Ｖtestを算出する。 １４０ オリジナルデータをブロックに分割する。 １５０ ブロックデータを取り出す。 １６０ ヒストグラムおよびヒストグラム積分を生成する。 １７０ Ｖlowを抽出する。 １８０ Ｖlowテストを行う。 １９０ データを無視する。 ２００ データを保存／追加する。 ２１０ ヒストグラムおよびヒストグラム積分を生成する。 ２２０ Ｖlow、ＶpeakおよびＶedgeを抽出する。 ２２５ ＥＳＡ ２３０ Ｖmin、Ｖmaxを算出する。 ２４０ 表示データを選択する。 ２５０ 表示データを正規化する。 ２６０ ＧＳＴ ＬＵＴ ２７０ 表示する。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き Ｆターム(参考） 4C093 AA16 EA17 EB17 FD01 FD05 FF08 FF15 FF16 FF19 4M118 AA10 AB01 GA10 5B057 AA08 BA03 CA02 CA08 CA12 CA16 CB02 CB08 CB12 CB16 CC01 CE11 CH07 CH08 5C077 LL04 MP01 PP15 PP47 PQ12 PQ19 PQ23 SS01

Claims (12)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 対象の放射線透過画像を表示するために、前記対象の放射線露光を表す複数の
    画素に対応するデジタル数値の第一セットからフィルタリングされたデジタル数
    値のサブセットを自動的に生成する方法において、前記方法は、 （１） デジタル数値の第一セット内のデジタル数値の発生度数を表す第一ヒス
    トグラムを生成するステップと、 （２） 前記第一ヒストグラムの積分を表す積分カーブを生成するステップと、
    （３） 積分カーブが最初に、デジタル数値の最大ポイントから傾きが変化して
    デジタル数値が減少するカーブに反転する、第一ヒストグラム積分カーブの変曲
    点に対応するデジタル数値Ｖpeak1を取得するステップと、 （４） ＡＲを前記対象の解剖学的範囲を表すパラメータとして、パラメータＶ test ＝ Ｖpeak ― ＡＲを算出するステップと、 （５） 一つのブロックサブセットは、既定の数の画素からなる隣接するピクセ
    ルから得られるデジタル数値から構成されるとして、デジタル数値の第一セット
    をデジタル数値の複数のブロックサブセットに空間的に分割するステップと、 （６） 各ブロックサブセット内においてデジタル数値の発生度数を表すブロッ
    クサブセットヒストグラムを構築するステップと、 （７） 各ブロックサブセットヒストグラムにおいて、ブロックサブセットヒス
    トグラムの既定の低ポイントに対応するデジタル数値ＢＶlowを決定するステッ
    プと、 （８） 各ＢＶlowとＶlowを比較するステップと、 （９） Ｖlowより大きいＢＶlowを有するすべてのブロックサブセットのデジタ
    ル数値からフィルタリングされたデジタル数値のサブセットを生成するステップ
    と、から構成されることを特徴とした対象の放射線露光を表す複数の画素に対応
    するデジタル数値の第一セットからフィルタリングされたデジタル数値のサブセ
    ットを自動的に生成する方法。
  2. 【請求項２】 請求項１に記載の対象の放射線露光を表す複数の画素に対応するデジタル数値
    の第一セットからフィルタリングされたデジタル数値のサブセットを自動的に生
    成する方法において、デジタル数値の各ブロックサブセットにおいて低ポイント
    を決定するステップが、各前記ブロックサブセットヒストグラムのブロックサブ
    セットヒストグラム積分カーブを取得し、前記積分カーブの１％から１０％の間
    の範囲のＢＶlowを設定することを含むことを特徴とした方法。
  3. 【請求項３】 請求項１に記載の対象の放射線露光を表す複数の画素に対応するデジタル数値
    の第一セットからフィルタリングされたデジタル数値のサブセットを自動的に生
    成する方法において、Ｖtest を算出する際に、検査別アルゴリズムをデジタル
    数値のセットに適用することを特徴とした方法。
  4. 【請求項４】 請求項１に記載の対象の放射線露光を表す複数の画素に対応するデジタル数値
    の第一セットからフィルタリングされたデジタル数値のサブセットを自動的に生
    成する方法において、Ｖtest を算出する際に、複数の検査別アルゴリズムの中
    から既定のアルゴリズムをデジタル数値のセットに適用することを特徴とした方
    法。
  5. 【請求項５】 請求項１に記載の対象の放射線露光を表す複数の画素に対応するデジタル数値
    の第一セットからフィルタリングされたデジタル数値のサブセットを自動的に生
    成する方法において、ＢＶlow を算出する際に、検査別アルゴリズムをデジタ
    ル数値のサブセットに適用することを特徴とした方法。
  6. 【請求項６】 請求項１に記載の対象の放射線露光を表す複数の画素に対応するデジタル数値
    の第一セットからフィルタリングされたデジタル数値のサブセットを自動的に生
    成する方法において、さらに、ＡＲＣrefを実験から導き出された定数と、ＡＲ
    ＝ [１００ ＋ ｛（Ｖpeak ―Ｖedge）― ＡＲＣref｝]とし、先行の発生したピ
    ーク度数から既定の比率に初めて低下してヒストグラムがＶlowから露光が増加
    するカーブに反転する、発生度数の前記第一ヒストグラムの端のポイントに対応
    するデジタル数値Ｖedgeを取得するステップを含むことを特徴とした方法。
  7. 【請求項７】 請求項６に記載の対象の放射線露光を表す複数の画素に対応するデジタル数値
    の第一セットからフィルタリングされたデジタル数値のサブセットを自動的に生
    成する方法において、代表的な臨床データベースの代表的なヒストグラムの分散
    から導き出された値を標準値として、ＡＲＣrefが既定の検査タイプについてＶm ax ―Ｖedgeの前記標準値を表すことを特徴とした方法。
  8. 【請求項８】 請求項１に記載の対象の放射線露光を表す複数の画素に対応するデジタル数値
    の第一セットからフィルタリングされたデジタル数値のサブセットを自動的に生
    成する方法において、さらに、放射線透過画像を表す画像を表示媒体に表示する
    ステップを含み、前記ステップは、 Ｉ） 前記表示媒体の濃度伝達関数を表す第一正規化参照テーブル（ＬＵＴ）を
    メモリに保存するステップと、 ＩＩ） 実験により決定された複数の、表示する画像タイプの特性を示す定数を
    表す第二ＬＵＴを前記メモリに保存するステップと、 ＩＩＩ） 前記フィルタリングされたデジタル数値のサブセット内のデジタル数
    値の発生度数を表すフィルタリングされたヒストグラムを形成し、前記フィルタ
    リングされたヒストグラムの積分を表す積分カーブを生成し、前記フィルタリン
    グされたヒストグラム積分の既定の低い比率のフィルタリングされたヒストグラ
    ム積分カーブの低ポイントに対応するデジタル数値Ｖlowを取得し、先行の発生
    したピーク度数から既定の比率に初めて低下して前記フィルタリングされたヒス
    トグラムがＶlowから露光が増加するカーブに反転する、前記フィルタリングさ
    れたヒストグラムの端のポイントに対応するデジタル数値Ｖedgeを取得し、前記
    フィルタリングされたヒストグラム積分カーブが初めて傾きを変化させて前記フ
    ィルタリングされたヒストグラム積分カーブが最大露光ポイントから露光が減少
    するカーブに反転する、前記フィルタリングされたヒストグラム積分カーブのポ
    イントに対応するデジタル数値Ｖpeak2を取得し、前記実験により決定された定
    数および数値Ｖlow、Ｖpeak2、およびＶedgeのうち一つ以上の値を含む、検査別
    数式を使用して始端ポイントＶminと終端ポイントＶmaxを算出するステップと、
    ＩＶ） Ｖminより小さい前記フィルタリングされたサブセットのデジタル数値
    をすべてＶminに、Ｖmaxより大きい前記フィルタリングされたサブセットのデジ
    タル数値をすべてＶmaxに置換し、 Ｖ） フィルタリングされたサブセットのデジタル数値を差分（Ｖmax ― Ｖmin ）を表す新しいセットに正規化し、正規化されたデジタル数値と第一ＬＵＴを使
    用して前記画像を表示することを特徴とした方法。
  9. 【請求項９】 対象の放射線透過画像を表示するために、前記対象の放射線露光を表す複数の
    画素に対応するデジタル数値のセットからフィルタリングされたデジタル数値の
    サブセットを自動的に生成する方法ステップを実行する機械により読み出し可能
    で、実行可能な命令プログラムを実体的に保存するプログラム記憶装置において
    、前記方法ステップが、 （１） デジタル数値のセットの第一ヒストグラムを生成するステップと、 （２） 前記第一ヒストグラムの積分を表す積分カーブを生成するステップと、 （３） 前記積分カーブが最初に、デジタル数値の最大ポイントから傾きが変化
    してデジタル数値が減少するカーブに反転する、第一ヒストグラム積分カーブの
    変曲点を識別し、前記変曲点に対応するデジタル数値Ｖpeak1を取得するステッ
    プと、 （４） ＡＲを前記対象の解剖学的範囲を表す定数として、パラメータＶtest
    ＝ Ｖpeak ― ＡＲを算出するステップと、 （５） 一つのブロックサブセットは、既定の数の画素からなる隣接するピクセ
    ルから得られるデジタル数値から構成されるとして、デジタル数値のセットをデ
    ジタル数値の複数のブロックサブセットに空間的に分割するステップと、 （６） 各ブロックサブセット内においてデジタル数値の発生度数を表すサブセ
    ットヒストグラムを構築するステップと、 （７） 各ブロックサブセットにおいて、ブロックサブセットヒストグラムの既
    定の低ポイントに対応する低ポイント、ＢＶlowを決定するステップと、 （８） 各ＢＶlowとＶlowを比較するステップと、 （９） Ｖlowより大きいＢＶlowを有するすべてのブロックサブセットのデジタ
    ル数値からフィルタリングされたデジタル数値のサブセットを生成するステップ
    と、から構成されることを特徴としたプログラム記憶装置。
  10. 【請求項１０】 請求項９に記載のプログラム記憶装置において、前記方法がさらに、放射線透
    過画像を表す画像を表示媒体に表示するステップを含み、前記ステップは、 Ｉ） 前記表示媒体の濃度伝達関数を表す第一正規化参照テーブル（ＬＵＴ）を
    メモリに保存するステップと、 ＩＩ） 実験により決定された複数の、表示する画像タイプの特性を示す定数を
    表す第二ＬＵＴを前記メモリに保存するステップと、 ＩＩＩ） 前記フィルタリングされたデジタル数値のサブセット内のデジタル数
    値の発生度数を表すフィルタリングされたヒストグラムを形成し、前記フィルタ
    リングされたヒストグラムの積分を表す積分カーブを生成し、前記フィルタリン
    グされたヒストグラム積分の既定の低い比率のフィルタリングされたヒストグラ
    ム積分カーブの低ポイントに対応するデジタル数値Ｖlowを取得し、前記フィル
    タリングされたヒストグラムがＶlowから露光が増加するカーブに反転する、先
    行の発生したピーク度数から既定の比率に初めて低下する前記フィルタリングさ
    れたヒストグラムの端のポイントに対応するデジタル数値Ｖedgeを取得し、前記
    フィルタリングされたヒストグラム積分カーブが初めて傾きを変化させて前記フ
    ィルタリングされたヒストグラム積分カーブが最大露光ポイントから露光が減少
    するカーブに反転する、前記フィルタリングされたヒストグラム積分カーブのポ
    イントに対応するデジタル数値Ｖpeak2を取得し、前記実験により決定された定
    数および数値Ｖlow、Ｖpeak2、およびＶedgeのうち一つ以上の値を含む、検査別
    数式を使用して始端ポイントＶminと終端ポイントＶmaxを算出するステップと、
    ＩＶ） Ｖminより小さい前記フィルタリングされたサブセットのデジタル数値
    をすべてＶminに、Ｖmaxより大きい前記フィルタリングされたサブセットのデジ
    タル数値をすべてＶmaxに置換し、 Ｖ） フィルタリングされたサブセットのデジタル数値を差分（Ｖmax ― Ｖmin ）を表す新しいセットに正規化し、正規化されたデジタル数値と第一ＬＵＴを使
    用して前記画像を表示することを特徴としたプログラム記憶装置。
  11. 【請求項１１】 請求項９に記載のプログラム記憶装置において、前記機械がデジタル放射線透
    過画像システムの構成要素であることを特徴としたプログラム記憶装置。
  12. 【請求項１２】 請求項１０に記載のプログラム記憶装置において、前記機械がデジタル放射線
    透過画像システムの構成要素であることを特徴としたプログラム記憶装置。
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