JP2878753B2 - 画像の濃度付け方法 - Google Patents
画像の濃度付け方法Info
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- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Image Generation (AREA)
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Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、３次元表示（3D表示）に好適な画像の濃度
付け方法、特に濃度に連続性を持たせるようにした画像
の濃度付け方法に関する。
付け方法、特に濃度に連続性を持たせるようにした画像
の濃度付け方法に関する。
〔従来の技術〕 任意の臓器を3D表示しようとする時、主に２次元（2
D）画像１枚毎に臓器領域を抽出して、その後で３次元
的に積み上げる方法をとる。
D）画像１枚毎に臓器領域を抽出して、その後で３次元
的に積み上げる方法をとる。
また、３次元的な濃度勾配を、光線に対する不透明度
と対応づける方法（Volume Rendering法）がある（1988
年,5月,IEEE,マーク・レボイ著“ディスプレイ・オブ・
サーフェースズ・フラム・ボリューム・データ”）（Di
splay of Surfaces from Volume Data）。
と対応づける方法（Volume Rendering法）がある（1988
年,5月,IEEE,マーク・レボイ著“ディスプレイ・オブ・
サーフェースズ・フラム・ボリューム・データ”）（Di
splay of Surfaces from Volume Data）。
上記３次元的な積み上げ法は、マルチエコーによるス
ピンエコー法のもとでのMRI画像に対しての、任意臓器
抽出処理で採用されている。然るに、臓器領域抽出は、
閾値を設定しておき、この閾値と画素濃度との大小比較
で抽出するか否かの判定をする。判定の結果は、閾値内
か否かの２値（“1"と“0"）状態であり、その中間値は
存在しない。しかし、中間値が存在しない判定結果は、
ノイズが混入しても排除しにくく、正しい画像抽出及び
その表示には適さない面があった。
ピンエコー法のもとでのMRI画像に対しての、任意臓器
抽出処理で採用されている。然るに、臓器領域抽出は、
閾値を設定しておき、この閾値と画素濃度との大小比較
で抽出するか否かの判定をする。判定の結果は、閾値内
か否かの２値（“1"と“0"）状態であり、その中間値は
存在しない。しかし、中間値が存在しない判定結果は、
ノイズが混入しても排除しにくく、正しい画像抽出及び
その表示には適さない面があった。
更に、不透明度を求める方法は、濃度が２値以外の値
をとることができるため、実際の臓器に近い状態での表
示が可能になるとの利点がある。
をとることができるため、実際の臓器に近い状態での表
示が可能になるとの利点がある。
本発明の目的は、この不透明度を求めるやり方を積極
的に採用してなる画像の濃度付け方法を提供するもので
ある。
的に採用してなる画像の濃度付け方法を提供するもので
ある。
本発明は、被検体から得られる画像から特定の臓器に
属する基準特性を求めておき、上記画像の各画素の不透
明度を該基準特性に近い程大きく設定し、この不透明度
に従って濃度付けをさせた。
属する基準特性を求めておき、上記画像の各画素の不透
明度を該基準特性に近い程大きく設定し、この不透明度
に従って濃度付けをさせた。
本発明によれば、基準特性に近い程に不透明な画素濃
度となり、基準特性に遠い程に透明な画素濃度となる。
従って、基準特性の臓器が最も高い濃度となり、且つ遠
くなるごとに低い濃度となるように表示でき、基準特性
の臓器を中心としてほぼ連続的な表示が可能になる。
度となり、基準特性に遠い程に透明な画素濃度となる。
従って、基準特性の臓器が最も高い濃度となり、且つ遠
くなるごとに低い濃度となるように表示でき、基準特性
の臓器を中心としてほぼ連続的な表示が可能になる。
尚、連続的な表示とは、本実施例ではメンバシップ関
数を採用している関係上、“1"と“0"との２値的な状態
以外に各種の中間的な値をとり得るとの意である。
数を採用している関係上、“1"と“0"との２値的な状態
以外に各種の中間的な値をとり得るとの意である。
第１図は本発明の実施例である。画像はメモリに格納
されているものとする。この画像は、マルチエコーによ
るスピンエコー法で求めたMRI画像とする。
されているものとする。この画像は、マルチエコーによ
るスピンエコー法で求めたMRI画像とする。
第１図で、先ずMRI画像中の特定臓器の基準特性を求
める（ステップ１）。特定臓器とは、オペレータによっ
て決定される抽出臓器のことである。基準特性とは、マ
ルチエコー法のもとでのエコー次数と画素濃度との関係
を云う。MRI画像例を第２図に示す。このMRI画像は、１
次エコー画像10、２次エコー画像11、３次エコー画像1
2、４次エコー画像13より成り、これらは、それぞれメ
モリに格納されている。特定臓器中の任意の一点Ｐ1を
指定し、この指定した点におけるエコー次数と画素濃度
とを基準特性とすることが好ましい。但し、この基準特
性は、事前に各種の実測値から経験的に求めてメモリに
格納しておいたものであってもよく、又は、現在のMRI
画像中の特定臓器中の任意の一点を指示してこの指示点
のMRI画像中の画素を充当させてもよい。
める（ステップ１）。特定臓器とは、オペレータによっ
て決定される抽出臓器のことである。基準特性とは、マ
ルチエコー法のもとでのエコー次数と画素濃度との関係
を云う。MRI画像例を第２図に示す。このMRI画像は、１
次エコー画像10、２次エコー画像11、３次エコー画像1
2、４次エコー画像13より成り、これらは、それぞれメ
モリに格納されている。特定臓器中の任意の一点Ｐ1を
指定し、この指定した点におけるエコー次数と画素濃度
とを基準特性とすることが好ましい。但し、この基準特
性は、事前に各種の実測値から経験的に求めてメモリに
格納しておいたものであってもよく、又は、現在のMRI
画像中の特定臓器中の任意の一点を指示してこの指示点
のMRI画像中の画素を充当させてもよい。
この基準特性例を第３図に示す。横軸にエコー次数、
縦軸に画素濃度を示す。実線Ａがエコー次数対画素濃度
の関係である基準特性である。基準特性は臓器の種類に
応じて種々の形体をとる。
縦軸に画素濃度を示す。実線Ａがエコー次数対画素濃度
の関係である基準特性である。基準特性は臓器の種類に
応じて種々の形体をとる。
次にステップ２で、MRI画像の画素を走査する。走査
順序はラスタスキャン方式でよい。即ち、左上から右上
へ、左上から左下への順序である。
順序はラスタスキャン方式でよい。即ち、左上から右上
へ、左上から左下への順序である。
ステップ３では、走査点での画素の実測特性と基準特
性との近さ（距離）を求める。実測特性とは、その走査
点での、MRI画像中の、エコー次数対画素濃度との関係
を云う。例えば、ある走査点での実測特性例を第３図の
点線Ｂで示す。
性との近さ（距離）を求める。実測特性とは、その走査
点での、MRI画像中の、エコー次数対画素濃度との関係
を云う。例えば、ある走査点での実測特性例を第３図の
点線Ｂで示す。
近さ（距離）は、メンバシップ関係を利用して求め
る。そのメンバシップ関数例を第４図に示す。メンバシ
ップ関数は、基準特性と実測特性との次数毎の差分の絶
対値δの大きさを横軸にとり、縦軸にメンバシップ関数
値μをとり、絶対値δが大きい程に関数値μが小さくな
る特性をとる関数である。
る。そのメンバシップ関数例を第４図に示す。メンバシ
ップ関数は、基準特性と実測特性との次数毎の差分の絶
対値δの大きさを横軸にとり、縦軸にメンバシップ関数
値μをとり、絶対値δが大きい程に関数値μが小さくな
る特性をとる関数である。
第３図では、メンバシップ関数μ1は１次エコー用、
μ2は２次エコー用、μ3は３次エコー用、μ4は４次エ
コー用の関数である。こうしたエコー次数で異なるメン
バシップ関数を採用したのは、エコー次数で近さ（距
離）が異なることがあるためである。
μ2は２次エコー用、μ3は３次エコー用、μ4は４次エ
コー用の関数である。こうしたエコー次数で異なるメン
バシップ関数を採用したのは、エコー次数で近さ（距
離）が異なることがあるためである。
例えば、第３図の例に従うと、１次エコーでは差分の
絶対値δ1、２次エコーでは差分の絶対値δ2、３次エコ
ーでは差分の絶対値δ3、４次エコーてば差分の絶対値
δ4となる。これから第４図のメンバシップ関数を求め
ると、 １次エコーではμ1をとる故に、μ10 ２次エコーではμ2をとる故に、μ20 ３次エコーてはμ3をとる故に、μ30 ４次エコーではμ4をとる故に、μ40 となる。
絶対値δ1、２次エコーでは差分の絶対値δ2、３次エコ
ーでは差分の絶対値δ3、４次エコーてば差分の絶対値
δ4となる。これから第４図のメンバシップ関数を求め
ると、 １次エコーではμ1をとる故に、μ10 ２次エコーではμ2をとる故に、μ20 ３次エコーてはμ3をとる故に、μ30 ４次エコーではμ4をとる故に、μ40 となる。
次に、近さ（距離）Ｍ（x,y）は、次式で定義する。
とする。ここで、x,yとは走査位置であり、（１）式は
全エコー次数の総加算値、（２）式は全エコー次数の総
積算値である。（１）式又は（２）式によれば、各走査
点毎の近さ（距離）が数値で表現できたことになる。
全エコー次数の総加算値、（２）式は全エコー次数の総
積算値である。（１）式又は（２）式によれば、各走査
点毎の近さ（距離）が数値で表現できたことになる。
（１）式又は（２）式で求めた距離Ｍ（x,y）は、第
４図からわかるように、特性が同一又は近似していれば
大きな値となり、特性が大きく異なっていれば小さな値
となる。
４図からわかるように、特性が同一又は近似していれば
大きな値となり、特性が大きく異なっていれば小さな値
となる。
そこで、ステップ４では、この距離Ｍ（x,y）に応じ
て不透明度を、下式で算出する。
て不透明度を、下式で算出する。
α（x,y）＝Ｃ1Ｍ（x,y） ……（３） ここで、α（x,y）は反射率、Ｃ1は定数である。反射
率α（x,y）は、不透明度β（x,y）と同じとみてよく、
結局、不透明度β（x,y）は、 β（x,y）＝Ｃ1Ｍ（x,y） ……（４） として算出できる。
率α（x,y）は、不透明度β（x,y）と同じとみてよく、
結局、不透明度β（x,y）は、 β（x,y）＝Ｃ1Ｍ（x,y） ……（４） として算出できる。
次にこの不透明度β（x,y）から濃度を決定する（ス
テップ５）。不透明度が大きい場合、反射率か、吸収率
が大きい。吸収率が十分小さければ、不透明度は反射率
と等しくなる。従ってこの場合、不透明度の大きな物体
ほど、観測者の目に入る光の量は大きくなる。さらに、
入射光と観測者との間の角度にも依存するため、観測者
の見る像の濃度は後述の（10）式で近似できる。
テップ５）。不透明度が大きい場合、反射率か、吸収率
が大きい。吸収率が十分小さければ、不透明度は反射率
と等しくなる。従ってこの場合、不透明度の大きな物体
ほど、観測者の目に入る光の量は大きくなる。さらに、
入射光と観測者との間の角度にも依存するため、観測者
の見る像の濃度は後述の（10）式で近似できる。
ステップ６では、全画素走査終了か否かをチェック
し、終了していなければステップ２〜５を繰返し、終了
していれば濃度付けは終了する。
し、終了していなければステップ２〜５を繰返し、終了
していれば濃度付けは終了する。
近さ（距離）は（１），（２）式以外に下式でもよ
い。
い。
Ｍ（x,y）＝Σ|Ri−Ｓi｜η ……（５） （５）式は、メンバシップ関数を使用せずに、特性の
次数毎の差分の絶対値のη乗を、全次数にわたって総加
算した値を距離Ｍ（x,y）とした。値ηは、経験的に定
める値である。（５）式の距離Ｍ（x,y）では反射率α
（x,y）は次式とする。
次数毎の差分の絶対値のη乗を、全次数にわたって総加
算した値を距離Ｍ（x,y）とした。値ηは、経験的に定
める値である。（５）式の距離Ｍ（x,y）では反射率α
（x,y）は次式とする。
α（x,y）＝Ｃ2−Ｃ3μ（x,y） ……（６） Ｃ2,C3は定数である。この反射率α（x,y）は不透明
度としてよい。
度としてよい。
尚、光がある部位に入射した場合、反射する量と、そ
の部位を透過してゆく透過量と、その部位中に吸収され
る吸収量とに分別できる。即ち、 反射率＋吸収率＋透過率＝１ ……（７） である。一方、不透明度は、 不透明度＝反射率＋吸収率 ……（８） である。吸収率を略零とすると、 不透明度β（x,y）＝反射率α（x,y） ……（９） となる。これが、実施例での前提事項であった。勿論、
吸収率を考慮してもよい。
の部位を透過してゆく透過量と、その部位中に吸収され
る吸収量とに分別できる。即ち、 反射率＋吸収率＋透過率＝１ ……（７） である。一方、不透明度は、 不透明度＝反射率＋吸収率 ……（８） である。吸収率を略零とすると、 不透明度β（x,y）＝反射率α（x,y） ……（９） となる。これが、実施例での前提事項であった。勿論、
吸収率を考慮してもよい。
一般的には、入射光Ｉ0と反射光ΔIzとの関係は、部
位（x,y,z）で反射すれば、 ΔIz＝Ｋ（Ｉ0，θ）・α（x,y） ……（10） となって、観測者の目に入る。ここで、θとは、入射光
と観測者との間の角度（反射角度）であり、Ｋ（Ｉ0，
θ）は光源、及び光源と観測者の位置関係で決まる関数
であり、α（x,y）はＺ番目のスライス上（x,y）での反
射率である。点（x,y）が臓器内にある時はＩ0はその臓
器内で減衰してＩ0より小さいＩ01になり、点（x,y）で
反射ののち、再び減衰してＩ02となって観測者の目に入
る。この変化は、（10）式の反射率α（x,y）で律しき
れず、Ｋ（Ｉ0，θ）なる定数に反映させればよい。
位（x,y,z）で反射すれば、 ΔIz＝Ｋ（Ｉ0，θ）・α（x,y） ……（10） となって、観測者の目に入る。ここで、θとは、入射光
と観測者との間の角度（反射角度）であり、Ｋ（Ｉ0，
θ）は光源、及び光源と観測者の位置関係で決まる関数
であり、α（x,y）はＺ番目のスライス上（x,y）での反
射率である。点（x,y）が臓器内にある時はＩ0はその臓
器内で減衰してＩ0より小さいＩ01になり、点（x,y）で
反射ののち、再び減衰してＩ02となって観測者の目に入
る。この変化は、（10）式の反射率α（x,y）で律しき
れず、Ｋ（Ｉ0，θ）なる定数に反映させればよい。
以上の実施例のシステム構成図を第５図に示す。この
実施例は、CPU20、主メモリ21、高速専用ハードウェア2
2、補助メモリ23、CRT24、キーボード25、共通バス26よ
り成る。CPU20は、MRI画像の作成処理を主メモリ21を利
用して行い、その結果は補助メモリ23に格納する。高速
専用ハードウェア22は、第１図の処理を高速に行うため
の専用ハードウェアであり、その際、MRI画像は補助メ
モリ23にあるものを直接アクセスするやり方の他に、主
メモリ21に読出して高速処理をするやり方がある。ま
た、主メモリ21の代りに、高速バッファメモリを設ける
やり方もある。キーボード25は、オペレータによって操
作され、臓器の特定、基準特性の指示等に利用する。ま
た、CRT24はその際の作業画面となるが、最終的な濃度
付けの3D画面の表示用にも使う。
実施例は、CPU20、主メモリ21、高速専用ハードウェア2
2、補助メモリ23、CRT24、キーボード25、共通バス26よ
り成る。CPU20は、MRI画像の作成処理を主メモリ21を利
用して行い、その結果は補助メモリ23に格納する。高速
専用ハードウェア22は、第１図の処理を高速に行うため
の専用ハードウェアであり、その際、MRI画像は補助メ
モリ23にあるものを直接アクセスするやり方の他に、主
メモリ21に読出して高速処理をするやり方がある。ま
た、主メモリ21の代りに、高速バッファメモリを設ける
やり方もある。キーボード25は、オペレータによって操
作され、臓器の特定、基準特性の指示等に利用する。ま
た、CRT24はその際の作業画面となるが、最終的な濃度
付けの3D画面の表示用にも使う。
以上の実施例では、MRI画像の例を示したが、異なる
計測系による画像の例もありうる。この例を第６図に示
す。第６図は、MRI画像、Ｘ線CT画像、ポジトロンCT画
像（PET画像）を、MRI画像の１次,2次,3次エコーに形式
上対応させた例である。当然に同一被検体、同一部位に
対する画像である。
計測系による画像の例もありうる。この例を第６図に示
す。第６図は、MRI画像、Ｘ線CT画像、ポジトロンCT画
像（PET画像）を、MRI画像の１次,2次,3次エコーに形式
上対応させた例である。当然に同一被検体、同一部位に
対する画像である。
こうした異なる計測系の画像に対しても、経験的又は
実測的に基準特性を得ることができるため、第１図の処
理の適用が可能である。
実測的に基準特性を得ることができるため、第１図の処
理の適用が可能である。
本発明によれば、基準特性を求めておき、この基準特
性と実測特性との距離の大小に応じて濃度付けができる
ようになった。
性と実測特性との距離の大小に応じて濃度付けができる
ようになった。
第１図は本発明の処理フローの実施例図、第２図はMRI
画像例図、第３図は基準特性と実測特性とを示す図、第
４図は本実施例のメンバシップ関数例図、第５図は本発
明のシステム構成図、第６図は本発明の適用される他の
画像例図である。 20……CPU、21……主メモリ、21……高速専用ハードウ
ェア、23……補助メモリ。
画像例図、第３図は基準特性と実測特性とを示す図、第
４図は本実施例のメンバシップ関数例図、第５図は本発
明のシステム構成図、第６図は本発明の適用される他の
画像例図である。 20……CPU、21……主メモリ、21……高速専用ハードウ
ェア、23……補助メモリ。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) G06T 1/00 G06T 5/00 G06T 15/00 A61B 6/00 ＪＩＣＳＴファイル（ＪＯＩＳ)
Claims (2)
- 【請求項１】被検体から得られる画像から特定の臓器に
属する基準特性を求めておき、上記画像の各画素の不透
明度を該基準特性に近い程大きく設定し、この不透明度
に従って濃度付けしてなる画像の濃度付け方法。 - 【請求項２】上記画像は、マルチエコーを採用したスピ
ンエコー法によるMRI画像とし、上記基準特性は、このM
RI画像中の特定の臓器のマルチエコーでの次数と画素濃
度との関係とする請求項１の画像の濃度付け方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2020475A JP2878753B2 (ja) | 1990-02-01 | 1990-02-01 | 画像の濃度付け方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2020475A JP2878753B2 (ja) | 1990-02-01 | 1990-02-01 | 画像の濃度付け方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03226876A JPH03226876A (ja) | 1991-10-07 |
| JP2878753B2 true JP2878753B2 (ja) | 1999-04-05 |
Family
ID=12028138
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2020475A Expired - Fee Related JP2878753B2 (ja) | 1990-02-01 | 1990-02-01 | 画像の濃度付け方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2878753B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5551955B2 (ja) * | 2010-03-31 | 2014-07-16 | 富士フイルム株式会社 | 投影画像生成装置、方法、及びプログラム |
-
1990
- 1990-02-01 JP JP2020475A patent/JP2878753B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH03226876A (ja) | 1991-10-07 |
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