JP2003516005A

JP2003516005A - デジタルレントゲン画像データ処理用加重反転トポグラフィー方法

Info

Publication number: JP2003516005A
Application number: JP2001540697A
Authority: JP
Inventors: グレゴリーエフ．パウエル
Original assignee: ディレクトレディオグラフィコーポレーション
Priority date: 1999-11-24
Filing date: 2000-11-20
Publication date: 2003-05-07
Also published as: EP1247247A1; CA2391034A1; WO2001039105A1; US6381351B1

Abstract

(57)【要約】ｎ行とｍ列のデジタル値からなる開始行列に変換された、複数のピクセルの配列で検出された露光量に応じて画像を表示媒体に表示する方法。この方法は、ａ）加重され、平滑化され、減算された行列を生成するステップと、ｂ）加重され、平滑化され、減算された行列を開始行列に加算して強調行列を生成するステップと、ｃ）強調行列からデジタル値を使用して画像を表示するステップと、から構成される。好ましくは、開始行列からｍ／Ｉ行とｍ／Ｉ’列のデジタル値からなる抽出された部分行列を生成して、加重され、平滑化され、減算された部分行列を編集し、さらに減算されたデジタル値を外挿することにより加重され、平滑化され、減算された行列を生成する。本方法を実行するプログラム保存装置、デジタル画像データ撮像システム、および本発明のシステムを使用した方法も特許請求範囲で請求する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】

本発明は、複数のデジタル値から構成される画像の該当するエリアを強調する
方法に関し、より詳細には、強調された複数のデジタル値を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により、可視的に強調された放
射線像を表示する方法に関する。

【０００２】

【従来の技術】

デジタルレントゲン画像データ撮像システムの開発には目覚ましいものがある
。そのようなシステムでは複数の検出素子の配列（ピクセルとも呼ばれる）を使
用して入射した放射線を直接電気信号に変換している。検出素子からの出力は、
当該技術分野では周知のアナログデジタル変換により、ほとんど瞬時にデジタル
信号に変換され、データが最終的に放射線像として表示されるように処理されて
、データバンクに保存される。Ｌｅｅｅｔａｌ．に発行された米国特許番号
５，３１３，０６６号（以後、‘０６６特許と呼ぶ）およびＨｕｇｈｅｓｅｔ
ａｌ．に発行された米国特許番号５，３１５，１０１号には、そのような一般
的な検出素子の配列が記載されており、本書もその内容を参考として取り入れて
いる。複数の異なった技術を利用しているが、出力データは全く類似している。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】

デジタルデータ検出システムの大きな長所は広い動的範囲で信号収集を行える
ことである。その一方で、放射線フィルムまたは陰極線管（ＣＲＴ）ディスプレ
イなどの表示媒体の動的範囲は実質的に制限されている。一般的なデジタルレン
トゲン撮像システムは１，０００：１以上の動的検出範囲が利用可能である。し
かしながら、一般的に現在利用可能な画像データの動的範囲は１００：１以下に
制約されている。したがって、診断用の表示の場合、利用可能な最適なデータの
範囲を決定し、選択するとともに、利用可能な表示媒体で適切にその範囲を表示
する必要がある。

【０００４】この問題は、露光検出素子の出力を表示装置の濃度伝達関数にマッピングする
方法の必要性として受け取られ、業界で様々な方法で取り組まれてきた。一般的
に検出素子の出力はデジタル化され、検出された露光量を表すデジタル値の発生
頻度のヒストグラムが作図される。ヒストグラムが作図されると、スケールの両
端について選択された最小発生頻度以下の値を削除するカットオフポイントが決
定され、残った範囲のデジタル値が表示伝達関数に、通常は当業者には周知のル
ックアップテーブル（ＬＵＰ）を使用して、マッピングされる。これらのステッ
プはかなり基本的で直感的なものである。重要で、継続して研究すべきことは、
濃度値を処理して伝達関数にマッピングすることにより、該当する特徴が背景の
特徴と識別可能な最適な放射線像を生成する方法である。

【０００５】１９９２年１１月１７日にＣａｐｏｚｚｉｅｔａｌ．に発行された米国特
許番号５，１６４，９９３号は、Ａｊｅｗｏｌｅｅｔａｌ．に発行された米
国特許番号５，０４６，１１８号、Ｃｈｏｕｅｔａｌ．に発行された米国特
許番号４，８６８，６５１号とともに、そのような表示に関連した問題を説明し
て解決する最新の技術レベルを記載していると考えられる。診断用の表示に使用
され、適当なグレースケールを提供する有効なデジタル値の範囲を自動的に識別
して、ハードコピーであろうと、ソフトコピーであろうと、最終的に表示される
画像の診断値を最適にする方法は、Ｓｃｗｅｎｋｅｒｅｔａｌ．に発行され
たＰＣＴ国際公開番号ＷＯ９８／３７７３８号に記載されており、本書も参考と
して取り入れている。

【０００６】この他に、デジタル値の行列を処理してコントラストを高める方法が業界では
知られている。例えば周知のものとして、オリジナルのデジタル値の行列を取り
出すステップと、オリジナルの行列から「平滑化された」デジタル値の行列を生
成するステップと、平滑化された行列をオリジナルの行列に加えるというステッ
プと、から基本的に構成される「ぼけマスク」と呼ばれる技術がある。「平滑化
された」行列を生成する場合、それぞれのデータポイントごとに、特定のフィル
タ範囲にある隣接する複数のデータポイントの平均である新しい値を生成するこ
とになる。このため、例えばｎを画像行列全体のサイズよりはるかに小さい奇数
として、ｂ×ｂ平滑化フィルタを使用した場合、各ｂ×ｂ行列の平均または加重
平均を使用してｂ×ｂ行列の中心位置の置換値を算出する。

【０００７】デジタルレントゲン線技術を応用すると、フィルム上に直接画像を取得する際
に利用できなかった方法でデジタル画像を処理することができる。一般的なレン
トゲン線には、患者の生体組織を広い範囲でカバーする多くの特徴がある。この
広い範囲とは、放射線吸収特性が大いに異なる部分の生体組織を含む。このため
、放射線像で、放射線吸収の相対的に低い一部の生体組織は明るくなり、放射線
吸収の相対的に高い部分は相対的に暗くなる。一般的な非デジタルレントゲン線
システムを使用する場合、各部の特徴を識別できるように、複数回放射線を照射
して複数の画像を作成する。一部のデジタルレントゲン線システムは、局所的ヒ
ストグラム等価方法、単純動的範囲圧縮、または高度視覚化処理によりこの問題
に対処してきた。

【０００８】しかしながら、生成される画像のコントラストを損なうことのない別の方法が
求められている。したがって、本発明は、操作を必要とせずに明るい部分と暗い
部分を識別できるように、一つの画像で生体組織を広範囲に視覚化することを可
能にする方法を提供することを目的とする。

【０００９】

【課題を解決するための手段】

本発明は、複数の検出素子の配列に照射されて検出された露光量に応じて画像
を表示媒体に表示する方法において、前記検出された露光量は、ｎ行とｍ列のデ
ジタル値からなる開始行列に変換され、各デジタル値は光学濃度を表す。前記方法は、ａ）加重され、平滑化され、減算された行列を生成するステップ
と、ｂ）前記加重され、平滑化され、減算された行列を前記開始行列に加算して
強調行列を生成するステップと、ｃ）前記強調行列から前記デジタル値を使用し
て画像を表示するステップと、から構成される。

【００１０】本発明はまた、方法のステップ群を実行する機械により実行可能な命令のプロ
グラムを有形に組み入れた、機械により読み出し可能なプログラム保存装置から
構成される。デジタルレントゲン線画像データ撮像システムは、そのようなプロ
グラム保存装置と、無変調の放射線ビームを経路に沿って放射する透過性放射線
源と、前記経路上に位置して、前記無変調の放射線ビームから導き出された少な
くとも一つの変調された放射線ビームの露光量を検出して前記検出された露光量
に比例した検出素子出力を生成する、ｎ行とｍ列の配列を形成する複数の検出素
子と、から構成することができる。各検出素子は、検出された露光量に比例して
検出素子出力を生成するようになっている。前記検出素子出力を受け取り、前記
検出素子出力をデジタル値に変換し、前記でデジタル値を前記プログラム保存装
置に送信するようになっているアナログデジタル変換器も、このシステムに含ま
れる。

【００１１】デジタルレントゲン線画像撮像システムを使用して、生体組織部分を放射線像で
視覚化する方法を実行することができる。この方法は、前記生体組織部分を前記
放射線源と前記配列を形成する検出素子との間の前記無変調の放射線ビームの経
路に配置するステップを含む。無変調の放射線ビームは、ビームが生体組織部分
を透過する際に変調されたビームに変調され、前記検出素子の前記変調されたビ
ームの露光量が検出される。

【００１２】

【発明の実施の形態】

典型的な直接画像撮像の構成では、例えばレントゲン線などの画像撮像用放射
線源、患者および放射線検出器がある。患者は放射線照射経路上に配置され、ま
た検出器は、照射経路上の患者を透過した放射線を遮る位置に配置されている。

【００１３】直接放射線撮像装置は一般的に、二次元に配列された複数の個別の検出素子か
ら構成されている。検出素子は、検出素子に入射される放射線の強度と期間に正
比例した電荷を生成して保存する。

【００１４】保存された電荷は、各検出素子に対する放射線の相対的な露光量を表す。全体
として、電荷は二次元配列に入射した放射線束密度とも呼ばれる、二次元の画像
の放射線強度を表す。次に電荷は通常、既定の順序で読み出される。保存された
電荷の読み出しは、検出素子の露光量を表す電気信号を生成する。一般的にこの
時点ではアナログ信号である電気信号は、増幅されてノイズを平滑化された後、
各検出素子の相対的な露光量を表すデジタル値に変換される。このデジタル値は
データ保存媒体、以後データバンクと呼ぶ、に保存される。保存は、配列として
最初に保存された電荷分布を二次元に正確に再構築できるような方法で行われる
。以後、オリジナルのデジタル値の群をMATRIX_0と呼ぶ。

【００１５】画像を表示する際、デジタル値は表示装置への入力として使用され、表示画面
にグレースケールの表象を生成するか、あるいは感光フィルムを露光する。図１
は、装置に入力されたデジタル値をｘ軸に、デジタル値ごとに対応して表示され
る光学濃度をｙ軸に表したグレースケール伝達（ＧＳＴ）関数１０のグラフを示
している。この例では、表示媒体は最大濃度が約３．０の感光フィルムである。
図１ではグラフとして示されているが、ＧＳＴ関数１０は通常はルックアップテ
ーブルの形式でコンピュータのメモリに記憶されている。

【００１６】データバンクの情報は、それぞれが配列された検出素子ごとに蓄積された電荷
に対応した、二次元に分布されたデジタル値の形式の電荷の分布で、画像を可視
的に表示するために使用される。これらの電荷は表示される画像の画素またはピ
クセルを形成する。

【００１７】データバンクに保存されたデジタル値は、放射線に露光された結果として放射
線検出器に生成され保存された電荷の量を数値で表しているという意味で、生の
値である。この電荷の量は露光量の関数で表すとしばしば広い動的範囲にわたっ
て伸びた線形となる。フィルムであろうとＣＲＴであろうと、保存された情報を
直接表示すると、画像データを部分的に要求されるコントラストと濃度のレベル
で表示しようとするために、一般的に多くの情報が失われる。

【００１８】検出器に入射されるレントゲン線束濃度を表すデジタル値のヒストグラムは、
表示画像を生成するために使用する有効な画像データ値の範囲を示す。処理する
データのブロックのサイズを制限するため、ヒストグラムは対数データ値を使用
して構築された「縮小ヒストグラム」であることが好ましく、さらに、データを
、後述する複数のデータ値の「ビン」に配置することがより好ましい。

【００１９】そのような各種の基準値を導き出す一般的なヒストグラムおよび代表的な方法
は、国際公開番号ＷＯ９８／３７７３８、以後「‘７３８公開」と呼ぶ、に記載
されており、本書でも参考として取り入れている。ＤＶｌｏｗ：ヒストグラムの積分値の割合（例えば５％）ＤＶｐｅａｋ：左から右へ進む中で、積分値の傾斜の方向が初めて変わる第一ポ
イント、またはＤＶｅｄｇｅの左側のヒストグラムの最大のピークＤＶｅｄｇｅ：ヒストグラムを左から右にスキャニングする際にヒストグラム
の母集団があらかじめ選んだ割合（例えば７５％）よりも下がったポイントＤＶｍｉｎ＆ＤＶｍａｘ：取り込んだ画像を表示する際に使用する、検査別ア
ルゴリズムに基づいてＤＶｌｏｗ、ＤＶｐｅａｋおよびＤＶｅｄｇｅから算出さ
れるデジタル値の範囲のそれぞれ低いポイントと高いポイント ‘７３８公開に記載された方法が好ましいが、上記の値、または同様の値は業界
で既知の方法またはアルゴリズムにより導き出すこともできる。最終的なヒスト
グラムを展開する前に、遮蔽フィルタの使用、またはＣｏｒｎｅｌｌＷｉｌｌ
ｉａｍｓの同時係属米国出願番号０９／１９６，３９１、以後「‘３９１出願」
と呼ぶ、に記載されたその他の方法を含む他の技術を適用してもよい。この処理
の目的は、ユーザに有意義な診断情報を提供するデータ値の「有効な範囲」（Ｄ
ＶｍｉｎとＤＶｍａｘを含むＤＶｍｉｎとＤＶｍａｘの間の値）を識別すること
である。

【００２０】 ‘７３８公開に記載されているように、典型的な放射線システムでは、放射線
露光量の動的範囲、放射線レベルと露光時間との積は、１０×１０Ｅ−６レント
ゲンから１００，０００×１０Ｅ−６レントゲン、または１０，０００対１であ
ってよい。管理しやすくするために、対数変換をして４０９６個の対数値からな
る１２ビットシステムにデジタル化してヒストグラムを構築する前に、この動的
範囲を縮小することもできる。‘７３８公開に記載されたヒストグラムを構築す
る好ましいモードは、個別のデジタル露光値を使用するのではなく、特定の数の
連続した値からなるビンを使用することである。例えば、各ビンは連続した２０
個のデジタル値を含むことができる。このため、デジタルシステムが１２ビット
システムの場合、４０９６個の値が存在することになるが、範囲を２０個の連続
した値のビンごとに分割して、各ビンごとに発生した値の頻度をそれぞれのビン
の頻度とすることにより、２０５に縮小することができる。このため、「縮小」
ヒストグラムは、それぞれが各ビンの１２ビット対数値の発生頻度を表す２０５
のビン化された値から構成することができる。ここで接頭辞として使用する「Ｄ
Ｖ」とは値が本発明の実施例に従った１２ビットのビン化された対数値であるこ
とを意味する。ヒストグラムは各種の方法で縮小することも、あるいは希望する
場合は縮小せずにそのまま残すこともできる。このため、本発明の原理の説明は
縮小した値を参照しているが、本書で請求する本発明の範囲を限定することを意
図したものではない。

【００２１】図２および図３にはそれぞれ、本発明のごく一般的な実施例のフローチャート
と、本発明の詳細な実施例を説明するフローチャートが示されている。それぞれ
のフローチャートは自明のものであり、以下の説明の簡単な概要となっている。
本発明の方法は、好ましくは上述のヒストグラムのようなヒストグラムを採用す
る。しかしながら、本発明の開始ヒストグラムは、デジタルレントゲン線レシー
バに放射線露光されたピクセルの配列に対応したデジタル値のヒストグラムであ
ってよい。本発明の一つの実施例に従うと、最初に、アンカーポイント（ＡＮＣ
ＨＯＲ）、好ましくはヒストグラムのモード（ＭＯＤＥ、発生頻度が最大のデジ
タル値、以後「ＤＶモード」と呼ぶ）が決定される。モードを選択することので
きる値の範囲を、あらかじめ定めた最小および最大のヒストグラムの値との間の
値に制限すると有利な場合もある。例えば、範囲をＤＶｌｏｗと、ＤＶｌｏｗに
ＤＶｌｏｗとＤＶｈｉｇｈの差の８０％を加えた値に等しい量の間の値に限定す
ることができる。また、最初にヒストグラムを平滑化してからモードを決定する
ことが有利な場合もある。このため、例えば、‘７３８公開に記載され、上述に
要約した方法により導き出された各ビンの発生頻度を表す２０５の値から構成さ
れる縮小ヒストグラムはさらに、１５ビンの範囲の平均をビンの発生頻度とする
１５ビンフィルタにより平滑化することができる。しかしながら、上述のように
１２ビットの対数でビン化された値のヒストグラムからＤＶモードが決定される
と、その値はモード用に１４ビット値に変換されて戻される。１２ビット値から
１４ビット値へ、またその反対の変換の手順は当業者には周知であり、詳細は‘
７３８公開に記載されている。

【００２２】また、ヒストグラムで使用したデータの数値範囲は‘３９１出願に記載された
技術に基づいて、個別の画像タイプにより適したモードを選択して修正すること
ができる。例えば、胸部レントゲン線の場合、肺を表すレントゲン線画像の部分
だけがモードを評価する際に重要である場合があり、この場合、他の部分はヒス
トグラムから除外できる。

【００２３】モードがアンカーポイントに好ましい値であっても、データを処理する際に中
心となるポイントをアンカーポイントにしたい場合がある。アンカーポイントは
表示したい特定の濃度を表すか、あるいはデジタル放射線像に収集される意味あ
るデータの大多数を表す点であることが好ましい。このため、ヒストグラムを生
成することが本発明の実施例では好ましいが、本発明は、そのようなヒストグラ
ムを生成せずに実施してもよい。縮小ヒストグラムを導き出した場合、アンカー
ポイントになりうるもう一つの値として、ＤＶｍａｘとＤＶｍｉｎの間の中心点
の３５％にＤＶｍｉｎを加えた値に対応する１４ビット値をとってもよい。その
ような値はモードより大きくなりがちであるが、「セーフティポイント」として
使用して、モードの算出が、視覚的に劣悪になるほど高くなる場合に、アンカー
ポイントをモードとセーフティポイントの小さい方に選択できるようにしてもよ
い。

【００２４】アンカーポイントが決定されると、一般的に、ＭＡＴＲＩＸ＿０から、代表的
な抽出された値の群が生成される。ＭＡＴＲＩＸ＿０は一般的に、デジタルレン
トゲン線パネルのｎ行とｍ列の検出素子に対応したデジタル値の行列（ｎ、ｍ）
から構成される。このため、例えば、３０７２行と２５６０列の検出素子から構
成される一般的な配列は、７８０万を超える値のＭＡＴＲＩＸ＿０となる。抽出
された値の群を生成してより管理しやすい行列を作る。抽出した値の群は部分行
列（ｎ／Ｉ、ｍ／Ｉ’）を形成することが好ましい。ここで、Ｉ、Ｉ’は整数値
で、お互いに等しいことが好ましく、ｎ／Ｉとｍ／Ｉ’もまた整数である。例え
ば、好ましくは３０７０×２５６０の行列の各行と列の１６番目の値だけを使用
して行列を編集し、１９２×１６０（３０，７２０個の値）の新しい行列を生成
することができる。ｎ／Ｉとｍ／Ｉ’が整数でない場合、端数を切り捨ててそれ
ぞれ整数、ｔｒｕｎｃ（ｎ／Ｉ）とｔｒｕｎｃ（ｍ／Ｉ）に丸め、（ｔｒｕｎｃ
（ｎ／Ｉ）、ｔｒｕｎｃ（ｍ／Ｉ））次元の行列にすることができる。実施する
際の問題として、抽出するステップは、コンピュータの計算を最小にして数値計
算を処理することが重要であるが、開始行列は、最初に抽出行列を生成せずに、
本発明の残りのステップに従って操作することもできる。

【００２５】行列の端部の近くの放射線検出素子の位置決めに関わるアーティファクトによ
る辺縁効果を除去するため、行列端部の複数の行および列のデータを、信頼でき
る行または列の対応する値に設定することができる。このため、例えば、抽出さ
れた行列の各列の最初の３つの行のデータポイントの値をその列の４番目の行の
データポイントの値に設定することができる。同様に、抽出された行列の各行の
最初の３つの列のデータポイントの値をその行の４番目のデータポイントの値に
設定することができる。

【００２６】次に、抽出された行列、以後「抽出部分行列」とも呼ぶ、を処理する。最初の
ステップで、部分行列の値を最大値（すなわちＳＵＢＭＡＸ）、好ましくはアンカーポイントの定数倍（すなわちＳＵＢＭＡＸ＝ｋ１×ＡＮＣＨＯＲ）に等
しい値に制限することができる。しかしながら、アンカーポイントが導き出され
ていない場合、最大値は、個別の検査タイプごとの標準的な最大値などの他の基
準により選択することができる。このため、部分行列のデジタル値がＳＵＢＭＡ
Ｘより大きい場合、ＳＵＢＭＡＸにより置換される。こうして生成される部分行
列は「最大値制限型抽出部分行列」と呼ぶこともできる。定数ｋ１は画像の内容
に基づいており、実験により、または自動的に導きだすことができる。

【００２７】次に、部分行列は行に沿って平滑化されて、行平滑化部分行列（ＭＡＴＲＩＸ
＿１）が生成され、列に沿って平滑化されて、列平滑化部分行列（ＭＡＴＲＩＸ
＿２）が生成される。部分行列は線形に平滑化されることが好ましい。線形平滑
化は、奇数番号の線形に隣接する値のグループの中央の値を、そのグループの値
の平均値または加重平均値で置換する。このため、例えば１９ポイントの平滑化
フィルタは、中央のデータポイントと、中央ポイントのいずれの側の９のポイン
トを含むグループの値の平均値を算出する。次に中央ポイントの値を算出された
平均値で置換する。配列の端部の近くのポイントを平滑化する場合（例えば、１
９ポイントフィルタを使用して端部から９番目以下のポイントを平滑化する場合
）、フィルタのポイントの数を減らすか、あるいは端部のポイントはまったく平
滑化しない。例えば、順番に第９ポイントは１７ポイントフィルタにより、第８
ポイントは１５ポイントフィルタによりという順番で平滑化することができ、あ
るいは第２ポイントと第９ポイントの間のすべてのポイントには３ポイントフィ
ルタを選択することもできる。

【００２８】平滑化は、データが平滑化される物理的な距離が実際の生体組織データ（また
は対応する生体組織）の４ｃｍまたは５ｃｍの単位の個別の線（行または列）に
沿って行うことが好ましい。例えば、ピクセルデータがデジタル検出器で０．１
３９ｍｍ×０．１３９ｍｍの実寸を表し、１６倍で抽出した画像を１９倍で平滑
化する場合、デジタル検出器に沿った平滑化の距離は１６×１９×０．１３９ｍ
ｍ＝４２．２５６ｍｍ（４．２ｃｍ）となる。

【００２９】こうして平滑化された二つの部分行列を加えて行列平滑化部分行列（すなわち
ＭＡＴＲＩＸ＿３＝ＭＡＴＲＩＸ＿１＋ＭＡＴＲＩＸ＿２）を生成する。行列平
滑化部分行列は、全行列の中の選択されたポイントのみから構成されているが、
各部分行列ポイントの近傍の行列の各部分の相対的濃度に関する有効な情報を、
予め定められた高度間隔を表す一つ一つの線を使用してマップ全体を通して相対
的な高度を表すことができるトポグラフィカルなマップとほとんど同じ方法で伝
えることができる。したがって、発明者は行列平滑化部分行列を「トポグラフィ
カル行列」とも呼んでいる。本書ではトポグラフィカル行列または平滑化部分行
列を導き出す方法を開示されているが、他の抽出および処理方法により導き出さ
れた同様の部分行列を使用して本発明の方法のステップに使用することもできる
。

【００３０】次に、ＭＡＴＲＩＸ＿３の各値よりも大きな固定値からＭＡＴＲＩＸ＿３の各
値を減算して４番目の部分行列（ＭＡＴＲＩＸ＿４）を生成する。好ましい実施
例では、固定値は、定数ｋ２とアンカーポイントとの積と等しい（すなわちＭＡ
ＴＲＩＸ＿４＝ｋ２×ＡＮＣＨＯＲ―ＭＡＴＲＩＸ＿３）。こうして「平滑化さ
れ、減算された部分行列」あるいは「反転トポグラフィカル行列」が生成される
。本明細書では、行列に適用する「反転」または「減算」とは、対応する画像の
以前に相対的に明るかったエリアが相対的に暗くなり、対応する画像の以前に相
対的に暗かったエリアが相対的に明るくなるように、行列がより大きな固定値か
ら減算されたことを意味する。

【００３１】次に、ＭＡＴＲＩＸ＿４の各値に加重係数ｗを乗ずることにより５番目の部分
行列ＭＡＴＲＩＸ＿５を生成する（すなわちＭＡＴＲＩＸ＿５＝ｗ×ＭＡＴＲＩ
Ｘ＿４）。ここでｗは１より小さな値である。このため、こうして生成されたＭ
ＡＴＲＩＸ＿５は「加重され、平滑化され、減算された部分行列」または加重さ
れた反転トポグラフィカル行列と呼ぶことができるため、本発明の題名を「加重
反転トポグラフィー方法」としている。次に、ＭＡＴＲＩＸ＿５の値のｎ／Ｉ×
ｍ／Ｉ部分行列を値のｎ×ｍ行列（ＭＡＴＲＩＸ＿６）に外挿する、好ましくは
、双一次線形補間によりＭＡＴＲＩＸ＿５の欠けている値を補充する。こうして
生成された行列ＭＡＴＲＩＸ＿６は、部分行列に対して加重され、平滑化され、
減算された行列と呼ぶことができる。次にＭＡＴＲＩＸ＿６は、ＭＡＴＲＩＸ＿
０に加算されてＭＡＴＲＩＸ＿７を生成する（すなわちＭＡＴＲＩＸ＿７＝ＭＡ
ＴＲＩＸ＿０＋ＭＡＴＲＩＸ＿６）。上述の「加重された」とは、加重され、平
滑化され、減算された行列をオリジナルの行列に加算する効果がオリジナルの行
列に一定の割合の修正のみをもたらすように、抽出され伸張された行列の値がオ
リジナルの行列の値に対してスケール変更されることを意味する。加重係数を大
きくする方が加重係数を小さくするよりも大きな影響をもたらす。加重係数は、
平滑化され、減算された部分行列を、平滑化され、減算された行列に外挿した後
でも、あるいは平滑化ステップの前でも、強調行列を生成する前ならばどのタイ
ミングでも加えることができることに留意する必要がある。こうして減算された
行列を生成するために使用する加重係数および固定値は要求される結果を得られ
るように調整される。

【００３２】さらに、ＭＡＴＲＩＸ＿７は、最大値を１に設定して、行列の各値が行列の最
大値との割合を表す十進数に変換され、当該技術分野で周知の方法で正規化され
る。こうして生成された行列の正規化された値の範囲は０から１の間となる。正
規化された値の群は、図１に示されるように、画像を表示する個別の媒体に関し
てグレースケール伝達（ＧＳＴ）関数を表すルックアップテーブル（ＬＵＴ）に
適用され、マッピングされた表示データと呼ばれる、新しいデジタル値の群に変
換される。マッピングされた表示デジタル値は次に装置に送られて表示を生成す
るために使用される。

【００３３】ＭＡＴＲＩＸ＿１とＭＡＴＲＩＸ＿２を生成する前に抽出された部分行列およ
び強調行列ＭＡＴＲＩＸ＿７のデジタル値の動的範囲は、動的範囲の上部および
／または下部に縮小することができる。範囲の上部とは、例えば４×ＡＮＣＨＯ
Ｒを超えるデータ値として定義することができる。範囲の上部の動的範囲とは、
倍率を適用し、例えば、各上部データ値をＤＶｍａｘｍ１４／ＤＶｍａｘ１４な
どの係数を乗じて縮小することができる。ここでＤＶｍａｘ１４はＤＶｍａｘと
等価の１４ビット、非対数、非ビンの値で、ＤＶｍａｘ１４は、例えば（ａ）５
×ＤＶモード、または（ｂ）０．７×ＤＶｍａｘの小さい方と等価の１４ビット
、非対数、非ビンの値である。しかしながら、要求に応じて他の倍数を使用して
も良い。一般的に、動的範囲の下部は上述の加重され、平滑化され、減算された
行列を使用して、十分に縮小されているが、倍率を使用してその他の調整を適用
してもよい。そのような調整を実行した場合、範囲の調整を行う下部がＤＶｍｉ
ｎと等価の１４ビット、非対数、非ビンの値より小さい値から構成されていても
、要求される視覚的効果を生成するためにアンカーポイントまでの値が調整を必
要とする場合がある。また、要求される低範囲の効果を得るために、本方法のヒ
ストグラム処理の際にＤＶｍｉｎを選択することもできる。

【００３４】従来の異なったコントラストと高感度フィルムの放射線像を使用する場合と同
様に、それぞれが異なった反応を表す複数のＧＳＴ関数はＬＵＴとして保存され
ることが好ましい。これにより、同じデータに対して複数の異なった表示を提供
することができ、用途により選択されたＧＳＴ関数に応じて個人の個別の要求に
合わせて柔軟に表示を行うことが可能になる。

【００３５】定数ｋ１とｋ２、および加重係数ｗについて本説明を通して基準値を記載する
。これらの定数および係数は、まず値を数式に代入し、表示される画像を観察す
ることにより経験的に決定することができる。何がよい診断品質の画像を構成す
るかということはほとんど個別に決定されることであり、あらゆるケースですべ
ての人に最適な画像を生成する定数を選択するということは現実的ではない。数
々の実験と経験により、アンカーポイントに縮小したヒストグラムのモードと等
価のアンカーポイントに１４ビット、非対数、非ビンの値を使用した場合、定数
値ｋ１＝５、ｋ２＝２が好ましいことが判明しているが、これらは決して値を限
定するものと考えてはいけない。加重係数ｗは生体組織ごとに異なる傾向がある
。決して値を限定するものではないが、発明者は以下の表１に好ましい範囲を示
す。ここに記載した定数は単に本発明のユーザへの手引きを意図したものにすぎ
ない。これにより生成される表示がユーザの主観的な満足度を満たさない場合、
これらの値は、主観的によりよい結果を生成する値に到達するための出発点とし
て役立てることができる。

【表１】

【００３６】本方法を実行する場合、画像内の高濃度構造（リードマーカなど）の周りに画
像のアーティファクトが生じないように、定数ｋ１、ｋ２、および加重係数ｗに
適当な制限を設けることが重要である。同様に、適当な定数ｋ１、ｋ２、および
加重係数ｗを選択して画像を強調しすぎないようにすることが重要である。画像
取得および処理システム内の他のパラメータもまた、最適な結果を得るために最
適化する必要がある。その最適化とは用途別であり、保証された実験と失敗によ
る調整を必要とする。本発明の方法がデジタル値の行列に実行された場合、反転
することは容易でなく、したがって、本方法が異なった定数または異なった加重
係数で再度実行する必要のある場合、開始行列は保存されたままにした方がよい
。

【００３７】本発明の方法は、広範囲のコントラスト強調生体組織を１つの表示画像で視覚
化することができる。画像の強調コントラストは一般的に、放射線像および乳房
撮影などを含めた複数の用途で使用することができる。本方法は、ノイズを増加
させずにこの強調視覚化を行うことができ、ある種の拡散補正も行う。本方法は
反転トポグラフィカル補正をデータ行列に適用するため、本方法は、単なる濃度
シフトではなく強調コントラストを行い、従来のデータ補正の方法と比較して診
断情報を追加している。本方法はまた、観察するフィールドのレントゲン線強度
の変化を正規化する。本方法は局所的なヒストグラムの等価方法、または単なる
動的範囲の圧縮を必要としない。

【００３８】変換および計算は、各段階でオペレータがハードウェアに入力して行うことも
できるが、本処理の計算処理の部分をコンピュータまたは適当にプログラムされ
た他のプログラム保存装置を使用して行うことが最善である。図４を参照すると
、そのようなプログラム保存装置２０は、無変調の放射線ビーム２４を経路に沿
って照射する透過性放射線の放射線源２２と、ビーム２４の経路に配置された、
放射線の露光量を受けとり検出するｎ行ｍ列の配列２８を形成する複数の検出素
子２６と、から構成されるデジタルレントゲン線画像データ撮像システム１５の
一部であってもよい。各検出素子は、検出された露光量に比例して検出素子出力
、通常はアナログ出力を生成するように設計されている。検出素子出力を受け取
るアナログデジタル（Ａ／Ｄ）変換器３４は、検出素子出力をデジタル値に変換
し、デジタル値をプログラム保存装置２０に送り出す。検出素子により検出され
た放射線露光量は、通常、放射線像を視覚化するために生体組織部分３６を透過
した無変調の放射線ビーム２４を変調して導き出された変調された放射線ビーム
２５である。

【００３９】上述のデジタルレントゲン線画像データ撮像システム１５は、放射線源２２と
検出素子２６の配列２８の間との無変調の放射線ビーム２４の経路に配置された
生体組織部分３６の放射線像を視覚化するための方法で使用することができる。
無変調の放射線ビーム２４は、生体組織部分３６を透過して変調されたビーム２
５に変調され、変調されたビームは検出素子２６を露光して検出される。検出さ
れた露光量はすでに詳細を説明した方法によりプログラム保存手段２０で処理さ
れ、生成された画像３８は図４に示されるように、ＣＲＴ、表示媒体４０に表示
される。

【００４０】図７および図８には、本発明の典型的な方法によりデータを処理する前（図７
）と、後（図８）の実際の放射線データ（図示されていない）から導き出された
部分画像が示されている。

【００４１】例以下の例は本発明の全体的な性質をより明確に示している。本例は代表的なも
のであり、本発明を限定するものではない。有意義な放射線像を生成するために
必要な膨大な量のデータは、ここでは十分に示すことができないが、以下の１０
×１０の行列（ＭＡＴＲＩＸ＿０）を使って、値の群について代表的なステップ
が実行される方法について説明する。これらの値は０から１００の間から任意に
選択された値であり、一般的にデジタルレントゲン線検出素子により生成される
生の値とは関係のないようにしている。ＭＡＴＲＩＸ＿０を正規化した３次元グ
ラフ図を図５に示す。図５に示されるように、値の行列が生成されて、背景のノ
イズに対して２つの異なったレベルの強度の３次元グラフ図で見えるように特徴
が示されている。

【表２】

【００４２】ＭＡＴＲＩＸ＿０は管理できるようにすでに十分小さいため、抽出は不要であ
る。さらに、値は要求される限界値内の値から任意に選択されているため、最大
値を制限する必要はない。したがって、ＭＡＴＲＩＸ＿０は次に列Ａと列Ｊは平
滑化されずに、列Ｂと列Ｉは３ポイントフィルタを使用して、列Ｃから列Ｈの５
ポイントフィルタを使用して行平滑化され、ＭＡＴＲＩＸ＿１が生成される。Ｍ
ＡＴＲＩＸ＿０はまた、行１と行１０は平滑化されずに、行２と列９は３ポイン
トフィルタを使用して、行３から行８は５ポイントフィルタを使用して列平滑化
され、ＭＡＴＲＩＸ＿２が生成される。こうして生成された行列ＭＡＴＲＩＸ＿
１とＭＡＴＲＩＸ＿２は以下の通りである。

【表３】

【表４】

【００４３】ＭＡＴＲＩＸ＿１とＭＡＴＲＩＸ＿２を加算してＭＡＴＲＩＸ＿３を生成する
。

【表５】

【００４４】モード＝５０、ｋ２＝２、加重係数ｗ＝０．３として平滑化されたＭＡＴＲＩ
Ｘ＿３の各値をｋ２×モードから減算してＭＡＴＲＩＸ＿４を生成し（図示され
ていない）、ＭＡＴＲＩＸ＿４をｗで乗じる。したがって、加重され、平滑化さ
れ、減算された行列ＭＡＴＲＩＸ＿５の値は、ｗ×（ｋ２×モード−ＭＡＴＲＩ
Ｘ＿３）に対応する。

【表６】

【００４５】ＭＡＴＲＩＸ＿５は抽出された部分行列ではないため外挿してＭＡＴＲＩＸ＿
６を生成する必要はない。したがって、次にＭＡＴＲＩＸ＿０とＭＡＴＲＩＸ＿
５を加算して強調ＭＡＴＲＩＸ＿７を生成する。

【表７】

【００４６】図６に正規化された３次元グラフ図を示す。図５と図６を比較すると、図５の
正規化されたスケールの０．４―０．５の範囲の特徴を図６では０．６―０．７
の範囲として現れるように図６はデータの範囲を圧縮している。その一方で０．
９―１．０の範囲の特徴は両方の図面で０．９―１．０の範囲で残している。こ
のため、本方法は、強度の低い特徴の強度を高めるために強度の高い特徴の強度
を高めるというよりも、強度の高い特徴と強度の低い特徴の両方について初期の
特徴と背景のコントラストを保っている。説明するためのツールとして、図５と
図６のグラフ図は任意にグレースケールの変動値を示して強度レベルの違いを示
しているが、この変動値は決して実際の放射線像で典型的なグレースケールを概
算したものではない。

【００４７】当業者は、上述の説明の恩恵から、特に上述の例で使用した実際の数値につい
ていくつもの変形態様を作成することが可能である。そのような変形態様は添付
の特許請求の範囲に記載された本発明の範囲内に包含されるものである。

【図面の簡単な説明】

【図１】入力デジタル値の関数として、発生する光学濃度を導き出す、表示媒体に関す
る一般的なグレースケール伝達関数のグラフを示す図。

【図２】本発明の広い実施例に従った代表的な一般的なステップ群を示すフローチャー
ト。

【図３】本発明の特定の実施例に従った代表的な詳細なステップ群を示すフローチャー
ト。

【図４】本発明に従ったデジタルレントゲン線画像データ撮像システムの代表的な実施
例を示す概略図。

【図５】本例の開始行列ＭＡＴＲＩＸ＿０で生成される正規化された３次元グラフの図
。

【図６】本例で生成される強調行列ＭＡＴＲＩＸ＿７の正規化された３次元グラフの図
。

【図７】本発明の方法により処理される前の、開始行列のデジタル値から生成される代
表的な放射線図。

【図８】本発明の方法により値が処理された後の、図７に対応するデジタル値の行列か
ら導き出された代表的な放射線図。

【手続補正書】特許協力条約第３４条補正の翻訳文提出書

【提出日】平成１４年１月３０日（２００２．１．３０）

【手続補正１】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】特許請求の範囲

【補正方法】変更

【補正の内容】

【特許請求の範囲】

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続きＦターム(参考） 4C093 AA26 CA21 FD01 FD03 FD05 FD07 FD11 FD12 FD13 FD20 FF06 FF07 FF42 5B057 AA08 BA03 CA02 CA08 CA12 CA16 CB02 CB08 CB12 CB16 CC02 CE03 CE05 CE06 DA16 DB02 DB05 DB09 DC23

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】複数の検出素子の配列に照射されて検出された露光量に応じて画像を表示媒体
に表示する方法において、前記検出された露光量は、ｎ行とｍ列のデジタル値か
らなる開始行列に変換され、各デジタル値は光学濃度を表し、前記方法は、ａ）加重され、平滑化され、減算された行列を生成するステップと、ｂ）前記加重され、平滑化され、減算された行列を前記開始行列に加算して強調
行列を生成するステップと、ｃ）前記強調行列から前記デジタル値を使用して画像を表示するステップと、か
ら構成されることを特徴とする方法。
【請求項２】前記加重され、平滑化され、減算された行列を生成するステップは、ａ１）前記開始行列を抽出して、ｍ／Ｉ、ｍ／Ｉ’の抽出されたデジタル値の行
と列からなる抽出された部分行列を生成するステップと、ここでｍ／Ｉおよびｍ
／Ｉ’は整数で、ａ２）抽出された部分行列を平滑化フィルタで平滑化して、平滑化されたデジタ
ル値からなる平滑化された部分行列を取得するステップと、ａ３）各前記部分行列のデジタル値を基準デジタル値から減算して、平滑化され
、減算された部分行列を生成するステップと、ａ４）前記減算されたデジタル値を外挿することにより、平滑化され、減算され
た部分行列を伸張して平滑化され、減算されたｎ行とｍ列の行列を生成するステ
ップと、を含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】前記ステップ（ａ２）は、線形平滑化フィルタを抽出された部分行列の行に適用して行平滑化部分行列を
生成するステップと、線形平滑化フィルタを抽出された部分行列の列に適用して列平滑化部分行列を
生成するステップと、前記行平滑化部分行列と前記列平滑化部分行列を加算して平滑化部分行列を生
成するステップと、を含むことを特徴とする請求項２に記載の方法。
【請求項４】ＩがＩ’と等価であることを特徴とする請求項２に記載の方法。
【請求項５】加重係数を、抽出された部分行列の値、平滑化された部分行列の値、または平
滑化され、減算された部分行列の値のいずれかの一つに適用するステップを含む
ことを特徴とする請求項２に記載の方法。
【請求項６】ステップ（ａ４）で、ｎ／Ｉ行とｍ／Ｉ’列の減算された部分行列の各デジタ
ル値の間に外挿されたデジタル値を挿入することにより、平滑化され、減算され
た部分行列を伸張するステップを含むことを特徴とする請求項２に記載の方法。
【請求項７】ステップ（ａ４）の減算されたデジタル値を外挿するステップが、双一次線形
補間により外挿するステップを含むことを特徴とする請求項２に記載の方法。
【請求項８】ステップ（ｃ）で、強調行列を正規化するステップと、正規化された強調行列
をルックアップテーブルにマッピングしてデジタル表示値の行列を生成するステ
ップと、画像を表示するためにデジタル表示値の行列を表示媒体に送るステップ
と、を含むことを特徴とする請求項２に記載の方法。
【請求項９】ステップ（ａ）はさらに、開始行列（ＭＡＴＲＩＸ＿０）から加重され、平滑
化され、減算された行列を、ｉ）抽出された部分行列のデジタル値を既定の最大値よりも大きな抽出された部
分行列のデジタル値を既定の最大値に置換することにより、Ｉは整数値として、
ｎ／Ｉ行とｍ／Ｉ列の最大値制限抽出型部行列を生成するステップと、ｉｉ）線形平滑化フィルタを最大値制限型抽出部分行列の行に沿ったデジタル値
に適用して行平滑化部分行列（ＭＡＴＲＩＸ＿１）を編集するステップと、ｉｉｉ）線形平滑化フィルタを最大値制限型抽出部分行列の列に沿ったデジタル
値に適用して列平滑化部分行列（ＭＡＴＲＩＸ＿２）を編集するステップと、ｉｖ）ＭＡＴＲＩＸ＿１とＭＡＴＲＩＸ＿２を加算して行列平滑化部分行列（Ｍ
ＡＴＲＩＸ＿３）を生成するステップと、ｖ）ＭＡＴＲＩＸ＿３の各値をＭＡＴＲＩＸ＿３の各値よりも大きな固定値から
減算して、減算され、平滑化された部分行列（ＭＡＴＲＩＸ＿４）を生成するス
テップと、ｖｉ）ＭＡＴＲＩＸ＿４の各値に加重係数を乗じて加重され、平滑化され、減算
された部分行列を生成するステップと、ｖｉｉ）加重され、平滑化され、減算された部分行列を減算されたデジタル値を
外挿することにより加重され、平滑化され、減算された行列を生成するステップ
と、から生成することを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１０】アンカーポイントを選択するステップを含み、前記ステップ（ａ）（ｉ）で、
前記既定の最大値は、第一定数ｋ１とアンカーポイントの積と等価の値であり、
前記ステップ（ａ）（ｖ）で、前記固定値は第二定数ｋ２とアンカーポイントの
積と等価であることを特徴とする請求項９に記載の方法。
【請求項１１】デジタル値の行列の各デジタル値ごとの発生頻度に対応したヒストグラムを展
開するステップと、前記ヒストグラム内の有効なデータの範囲を識別するステッ
プと、前記ヒストグラム内の有効なデータの統計モードを算出するステップと、
アンカーポイントとして、統計モードと予め選択されたセーフティポイントのう
ち小さい方を選択するステップと、を含むことを特徴とする請求項１０に記載の
方法。
【請求項１２】デジタル値の行列の各デジタル値の発生頻度に応じたヒストグラムを展開する
ステップと、前記ヒストグラム内の有効なデータの範囲を識別するステップと、
前記ヒストグラム内の有効なデータの統計モードを算出するステップと、前記統
計モードをアンカーポイントとして選択するステップと、を含むことを特徴とす
る請求項１０に記載の方法。
【請求項１３】前記ヒストグラム内の有効なデータの範囲を識別する前に前記ヒストグラムを
縮小するステップを含むことを特徴とする請求項１２に記載の方法。
【請求項１４】前記統計モードを算出する前に前記ヒストグラムを平滑化するステップを含む
ことを特徴とする請求項１３に記載の方法。
【請求項１５】前記ステップ（ａ１）の前記部分抽出行列、前記ステップ（ｂ）の前記強調行
列、またはその両方のうちのいずれか一つのデジタル値の動的範囲を縮小するス
テップを含み、前記動的範囲を縮小するステップは、データ値の範囲の下部、デ
ータ値の範囲の上部、またはその両方のうちのいずれか一つの動的範囲を縮小す
ることを特徴とする請求項２に記載の方法。
【請求項１６】複数の検出素子で検出された露光量に対応した画像を表示媒体に表示する方法
において、前記方法が、ａ）それぞれが、前記検出された露光量に対応した光学濃度を表すデジタル値の
ｎ行とｍ列の開始行列（ＭＡＴＲＩＸ＿０）を生成してデータバンクに保存する
ステップと、ｂ）各デジタル値の発生頻度に対応したヒストグラムを展開し、前記ヒストグラ
ム内の少なくとも一つのデータ部分の統計モード（ＭＯＤＥ）を算出するステッ
プと、ｃ）Ｉは整数として、開始行列の各Ｉ番目のデジタル値を選択して、ｎ／Ｉ行と
ｍ／Ｉ列のデジタル値の抽出された部分行列を生成するステップと、ｄ）定数ｋ１と統計モード（ＭＯＤＥ）の積と等価である既定の最大値よりも大
きな抽出された部分行列のデジタル値を既定の最大値と置換することによりｎ／
Ｉ行とｍ／Ｉ列の最大値制限型抽出部分行列を生成するステップと、ｅ）線形平滑化フィルタを最大値制限型抽出部分行列の行に沿ったデジタル値に
適用して行平滑化部分行列（ＭＡＴＲＩＸ＿１）を編集するステップと、ｆ）線形平滑化フィルタを最大値制限型抽出部分行列の列に沿ったデジタル値に
適用して列平滑化部分行列（ＭＡＴＲＩＸ＿２）を編集するステップと、ｇ）行平滑化部分行列（ＭＡＴＲＩＸ＿１）と列平滑化部分行列（ＭＡＴＲＩＸ
＿２）を加算して行列平滑化部分行列（ＭＡＴＲＩＸ＿３）を生成するステップ
と、ｈ）行列平滑化部分行列（ＭＡＴＲＩＸ＿３）の各値を定数ｋ２と統計モード（
ＭＯＤＥ）の積と等価の固定値から減算して、減算され、平滑化された部分行列
（ＭＡＴＲＩＸ＿４）を生成するステップと、ｉ）前記減算され、平滑化された部分行列（ＭＡＴＲＩＸ＿４）の各値に加重係
数ｗを乗じて、ｎ／Ｉ行とｍ／Ｉ列の加重され、平滑化され、減算された部分行
列（ＭＡＴＲＩＸ＿５）を生成するステップと、ｊ）前記ｎ／Ｉ行とｍ／Ｉ列の加重され、平滑化され、減算された部分行列のデ
ジタル値を双一次線形補間することによりｎ行とｍ列の加重され、平滑化され、
減算された行列（ＭＡＴＲＩＸ＿６）を生成するステップと、ｋ）前記加重され、平滑化され、減算された行列（ＭＡＴＲＩＸ＿６）と前記開
始行列（ＭＡＴＲＩＸ＿０）を加算して強調行列（ＭＡＴＲＩＸ＿７）を生成す
るステップと、ｌ）前記強調行列（ＭＡＴＲＩＸ＿７）を正規化し、正規化された強調行列を、
グレースケール伝達係数からなるルックアップテーブルにマッピングして、デジ
タル表示値の行列を生成し、前記デジタル表示値を前記表示媒体に送り出すステ
ップと、から構成されることを特徴とする方法。
【請求項１７】前記開始行列（ＭＡＴＲＩＸ＿０）は、複数の１４ビットデジタル値から構成
され、前記ステップ（ａ）は、前記開始行列の各１４ビットデジタル値を１２ビ
ット、対数デジタル値に変換するステップと、各１２ビット、対数デジタル値の
発生頻度に対応した前記ヒストグラムを展開するステップと、前記ヒストグラム
を複数の連続した１２ビット対数デジタル値のビンに分割することにより前記ヒ
ストグラムを縮小するステップと、前記ヒストグラム内の有効データの範囲を識
別するステップと、前記ヒストグラムを平滑化するステップと、前記ヒストグラ
ム内の前記有効なデータの、１２ビット、対数、ビン化された統計モードを算出
するステップと、前記１２ビット、対数、ビン化された統計モードを、統計モー
ド（ＭＯＤＥ）として使用される１４ビット、非対数、非ビン化された値に変換
された値に変換するステップと、を含むことを特徴とする請求項１６に記載の方
法。
【請求項１８】ｋ１は約５に等しく、ｋ２は約２に等しいことを特徴とする請求項１６に記載
の方法。
【請求項１９】複数の検出素子で検出された放射線の露光量に対応した画像を表示媒体に表示
する方法のステップ群を実行する機械により実行可能な命令のプログラムを有形
に組み入れた、機械により読み出し可能なプログラム保存装置において、前記検
出された露光量は変換されてそれぞれが光学濃度を表すｎ行ｍ列のデジタル値の
開始行列としてプログラム保存装置に保存され、前記方法のステップは、ａ）加重され、平滑化され、減算された行列を生成するステップと、ｂ）前記加重され、平滑化され、減算された行列を前記開始行列に加算して強調
行列を生成するステップと、ｃ）前記強調行列から前記デジタル値を使用して画像を表示するステップと、か
ら構成されることを特徴とするプログラム保存装置。
【請求項２０】請求項１９に記載のプログラム保存装置と、無変調の放射線ビームを経路に沿って放射する透過性放射線源と、前記ビーム経路上に位置して、前記無変調の放射線ビームから導き出された少
なくとも一つの変調された放射線ビームの露光量を受けて検出して前記検出され
た露光量に比例した検出素子出力を生成する、ｎ行とｍ列の配列を形成する複数
の検出素子と、前記検出素子出力を受け取り、前記検出素子出力をデジタル値に変換し、前記
でデジタル値を前記プログラム保存装置に送信するように設計されたアナログデ
ジタル変換器と、から構成されるデジタルレントゲン線画像データ撮像システム
。
【請求項２１】前記放射線源と前記配列を形成する検出素子との間の前記無変調の放射線ビー
ムの経路に配置された生体組織部分と、をさらに含み、前記生体組織は、前記放
射線ビームを変調して前記変調されたビームを生成することを特徴とする請求項
２０に記載のデジタルレントゲン線画像データ撮像システム。
【請求項２２】ａ）請求項２１に記載のデジタルレントゲン線画像データ撮像システムを準備す
るステップと、ｂ）前記生体組織部分を前記放射線源と前記配列を形成する検出素子との間の前
記無変調の放射線ビームの経路に配置するステップと、ｃ）前記ビームが前記配列を形成する検出素子を透過する際に、前記無変調の放
射線ビームを前記変調されたビームに変調するステップと、ｄ）前記検出素子の前記変調されたビームの露光量を検出するステップと、から
構成されることを特徴とする生体組織部分の放射線画像を提供する方法。