JP3188491B2 - Ｘ線記録のダイナミック圧縮方法及びその装置 - Google Patents
Ｘ線記録のダイナミック圧縮方法及びその装置Info
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Classifications
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- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
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- H04N1/00—Scanning, transmission or reproduction of documents or the like, e.g. facsimile transmission; Details thereof
- H04N1/40—Picture signal circuits
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- H04N1/4092—Edge or detail enhancement
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、ディジタル入力画像値
が画素に割当てられるＸ線記録のダイナミック圧縮方法
及びその方法を実施する装置に係る。
が画素に割当てられるＸ線記録のダイナミック圧縮方法
及びその方法を実施する装置に係る。
【０００２】Ｘ線記録に示される対象領域は屡々大きい
密度差を有する。例えば、肺の写真において、脊柱及び
心臓はＸ線に対し肺組織よりかなり大きい密度を有す
る。即ち、それらはＸ線をかなり大きい程度に吸収す
る。対象におけるこれらの密度差はＸ線画像検出器によ
り１０，０００の係数までの強度差に変換さるべきＸ線
三次元画像になる。従来のＸ線フィルムは局部コントラ
ストを失うことなくそのようなダイナミックレンジに対
処できない。しかし、人は肺写真に対して所定の限られ
たダイナミックレンジでのみ関心を持つので、例えば比
較的弱く吸収する肺組織において、フィルムはこのダイ
ナミックサブレンジがフィルムダイナミックを充分に用
いるよう普通露出され、現像される。他のダイナミック
レンジは失なわれた細部コントラストがあるよう露出角
又は露出不足でフィルムに示される。現在の画像検出器
はより大きいダイナミックレンジを有し、これによりそ
れらは従来のフィルムで記録されえないダイナミック境
界範囲内に画像として用いられうるデータを供給するこ
とができる。これらの検出器は、例えば光導電層を含
み、望ましくはセレンを含み、Ｘ線三次元画像を電荷パ
ターンに変換し、画素を電荷センサーにより走査され、
ディジタル入力画像値に順次に変換しうる。潜像として
Ｘ線三次元画像を蓄積する記憶発光体で被われた板は、
レーザビームで照射されると、同等のダイナミックレン
ジを有するＸ線放射の強度に比例した発光を生ずる。光
センサを用いると、発光は電気信号に変換されえ、次に
ディジタル化されうる。
密度差を有する。例えば、肺の写真において、脊柱及び
心臓はＸ線に対し肺組織よりかなり大きい密度を有す
る。即ち、それらはＸ線をかなり大きい程度に吸収す
る。対象におけるこれらの密度差はＸ線画像検出器によ
り１０，０００の係数までの強度差に変換さるべきＸ線
三次元画像になる。従来のＸ線フィルムは局部コントラ
ストを失うことなくそのようなダイナミックレンジに対
処できない。しかし、人は肺写真に対して所定の限られ
たダイナミックレンジでのみ関心を持つので、例えば比
較的弱く吸収する肺組織において、フィルムはこのダイ
ナミックサブレンジがフィルムダイナミックを充分に用
いるよう普通露出され、現像される。他のダイナミック
レンジは失なわれた細部コントラストがあるよう露出角
又は露出不足でフィルムに示される。現在の画像検出器
はより大きいダイナミックレンジを有し、これによりそ
れらは従来のフィルムで記録されえないダイナミック境
界範囲内に画像として用いられうるデータを供給するこ
とができる。これらの検出器は、例えば光導電層を含
み、望ましくはセレンを含み、Ｘ線三次元画像を電荷パ
ターンに変換し、画素を電荷センサーにより走査され、
ディジタル入力画像値に順次に変換しうる。潜像として
Ｘ線三次元画像を蓄積する記憶発光体で被われた板は、
レーザビームで照射されると、同等のダイナミックレン
ジを有するＸ線放射の強度に比例した発光を生ずる。光
センサを用いると、発光は電気信号に変換されえ、次に
ディジタル化されうる。
【０００３】一方、かく得られ、対象の全ダイナミック
レンジを含む入力画像値がその画像を発生する表示ユニ
ットに更なる処理なしに印加される場合、「従来の」Ｘ
線記録の文字に対応する画像文字が用いられるべき時
に、入力画像値に含まれる大部分の情報は失なわれる。
全ての画像領域にけおるコントラストを減ずることによ
り診断に適切でない領域での情報のこの損失を避けるこ
とは事実可能であるが、診断に重要である密度範囲でア
クティブであるこのコントラスト減少は画像文字を従来
の記録からはずれさせ；多数の医者はかかる低コントラ
スト（「かすかな」）画像を拒絶にする。
レンジを含む入力画像値がその画像を発生する表示ユニ
ットに更なる処理なしに印加される場合、「従来の」Ｘ
線記録の文字に対応する画像文字が用いられるべき時
に、入力画像値に含まれる大部分の情報は失なわれる。
全ての画像領域にけおるコントラストを減ずることによ
り診断に適切でない領域での情報のこの損失を避けるこ
とは事実可能であるが、診断に重要である密度範囲でア
クティブであるこのコントラスト減少は画像文字を従来
の記録からはずれさせ；多数の医者はかかる低コントラ
スト（「かすかな」）画像を拒絶にする。
【０００４】
【従来の技術】欧州特許出願第１５８３８２号は、Ｘ線
放射が制御可能な減衰素子により検査の領域を貫通する
形に変化され、検査領域後で画像検出器前の強度差は非
常に大きく平滑化される方法を開示する。その場合、従
来のＸ線フィルムを用いて、一方で従来のＸ線画像の文
字（平均密度範囲での）を保ち、他方で暗い画像部分の
細部コントラストの表示を可能にするＸ線画像を得るこ
とも又可能である。
放射が制御可能な減衰素子により検査の領域を貫通する
形に変化され、検査領域後で画像検出器前の強度差は非
常に大きく平滑化される方法を開示する。その場合、従
来のＸ線フィルムを用いて、一方で従来のＸ線画像の文
字（平均密度範囲での）を保ち、他方で暗い画像部分の
細部コントラストの表示を可能にするＸ線画像を得るこ
とも又可能である。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】本発明は比較可能な結
果が放射強度の位置依存変化なしに得られ、Ｘ線記録の
入力画像値が記録された対象の密度差により決定された
ダイナミックレンジを有するように前記のタイプの方法
を実施することを目的とする。
果が放射強度の位置依存変化なしに得られ、Ｘ線記録の
入力画像値が記録された対象の密度差により決定された
ダイナミックレンジを有するように前記のタイプの方法
を実施することを目的とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】本発明によれば、この目
的は、低域通過画像値は入力画像値から形成され、各画
素に対して、出力画像値は関連入力画像値と関連低通過
画像値に依存する等化値の重畳により形成され、出力画
像値は小さい低通過画像値で入力画像値より大きく、大
きい低通過画像値で入力画像値より小さいことにより達
成される。
的は、低域通過画像値は入力画像値から形成され、各画
素に対して、出力画像値は関連入力画像値と関連低通過
画像値に依存する等化値の重畳により形成され、出力画
像値は小さい低通過画像値で入力画像値より大きく、大
きい低通過画像値で入力画像値より小さいことにより達
成される。
【０００７】低域通過映像値は、Ｘ線記録を含む細部構
造の画像情報が除去される、即ち高い空間周波数を有す
る成分は抑圧される入力画像値とは異なる。現在の低域
通過画像値に依存する等化値の重畳により、低い空間周
波数を有する大きい領域（粗）構造のダイナミックが大
きく制限されることが達成される。出力画像値が表示ユ
ニット（例えばレーザ画像器）に印加される場合、入力
画像値を処理すると、従来の記録文字が得られ、等化値
の適切な変化で、従来の画像の文字が診断に関連する密
度範囲で得られ、一方他の密度範囲で、細部構造が減じ
られた大領域コントラストで得られるように、その転送
特性が調整される。視聴者のブラインドをする入力画像
の明るい領域は作られた出力画像中実質的な平均密度を
有し、細部コントラストがより容易に検出可能である領
域に転送される。本発明は、前記の画像検出器からの入
力画像の使用に制限されず、他の方法で作られたＸ線記
録、例えば画像増培管−テレビジョンチェーンで作られ
た画像で使用するのに適している。
造の画像情報が除去される、即ち高い空間周波数を有す
る成分は抑圧される入力画像値とは異なる。現在の低域
通過画像値に依存する等化値の重畳により、低い空間周
波数を有する大きい領域（粗）構造のダイナミックが大
きく制限されることが達成される。出力画像値が表示ユ
ニット（例えばレーザ画像器）に印加される場合、入力
画像値を処理すると、従来の記録文字が得られ、等化値
の適切な変化で、従来の画像の文字が診断に関連する密
度範囲で得られ、一方他の密度範囲で、細部構造が減じ
られた大領域コントラストで得られるように、その転送
特性が調整される。視聴者のブラインドをする入力画像
の明るい領域は作られた出力画像中実質的な平均密度を
有し、細部コントラストがより容易に検出可能である領
域に転送される。本発明は、前記の画像検出器からの入
力画像の使用に制限されず、他の方法で作られたＸ線記
録、例えば画像増培管−テレビジョンチェーンで作られ
た画像で使用するのに適している。
【０００８】西独特許明細書第２９５２４２２号は低域
通過画像値がＸ線記録のディジタル入力画像値から形成
される方法を既に示していることに注目さるべきであ
る。これらの低域通過画像値は、高域通過画像が差とし
て得られるよう入力画像値から減算される。この高域画
像は、任意に１より大きい係数で逓倍された後、元の画
像に加算される「アンシャープマスキング」方法といわ
れるこの効果は、縁部が減衰されることであり；ダイナ
ミック減少を目的とせずまたこれを達成しない。本発明
の更なる展開は、等化値の低域通過画像値への依存度を
示す等化関数はルックアップテーブルに蓄積され、各低
域通過画像値に対して、等化値がルックアップテーブル
から読出されることを提供とする。これは、所定の低域
通過画像値に対して、関連等化値をＸ線記録の個々の画
素に非常に素早く割り当てることを可能にする。
通過画像値がＸ線記録のディジタル入力画像値から形成
される方法を既に示していることに注目さるべきであ
る。これらの低域通過画像値は、高域通過画像が差とし
て得られるよう入力画像値から減算される。この高域画
像は、任意に１より大きい係数で逓倍された後、元の画
像に加算される「アンシャープマスキング」方法といわ
れるこの効果は、縁部が減衰されることであり；ダイナ
ミック減少を目的とせずまたこれを達成しない。本発明
の更なる展開は、等化値の低域通過画像値への依存度を
示す等化関数はルックアップテーブルに蓄積され、各低
域通過画像値に対して、等化値がルックアップテーブル
から読出されることを提供とする。これは、所定の低域
通過画像値に対して、関連等化値をＸ線記録の個々の画
素に非常に素早く割り当てることを可能にする。
【０００９】更なる実施例では、等化関数のパラメータ
は望ましくは相互作用的に利用者により設定されえ、等
化関数はプリセットパラメータに応じて計算され、ルッ
クアップテーブルに蓄積されることを提供する。これは
モニターのパラメータの変化の効果をチェックすること
を可能とする。利用者は、最適画像印象を得るまでパラ
メータを相互作用的に変化させうる。従って、データを
集め或いはいわゆる投写放射線写真で現在まで慣例でな
いモニターの表示スクリーンに表示されるＸ線画像を基
に診断をすることが可能である。
は望ましくは相互作用的に利用者により設定されえ、等
化関数はプリセットパラメータに応じて計算され、ルッ
クアップテーブルに蓄積されることを提供する。これは
モニターのパラメータの変化の効果をチェックすること
を可能とする。利用者は、最適画像印象を得るまでパラ
メータを相互作用的に変化させうる。従って、データを
集め或いはいわゆる投写放射線写真で現在まで慣例でな
いモニターの表示スクリーンに表示されるＸ線画像を基
に診断をすることが可能である。
【００１０】Ｘ線記録をディジタル電気信号に変換でき
るセレン又は記憶発生層は、それで作られた画像信号か
種々の画素でＸ線放射の強度に直線的に依存する性質を
有する。このタイプの検出器に適している本発明の更な
る展開は、画像信号の入力画像値が対数変換により得ら
れることを提供する。強度に直線的に依存する画像信号
から得られ、対数変換により得られた入力画像値は関連
画素の対象の密度に略直線的に依存する。本発明による
方法は、強度に直線的に依存する入力画像値に対する密
度に依存する入力画像値に対し、良い結果を与える。
るセレン又は記憶発生層は、それで作られた画像信号か
種々の画素でＸ線放射の強度に直線的に依存する性質を
有する。このタイプの検出器に適している本発明の更な
る展開は、画像信号の入力画像値が対数変換により得ら
れることを提供する。強度に直線的に依存する画像信号
から得られ、対数変換により得られた入力画像値は関連
画素の対象の密度に略直線的に依存する。本発明による
方法は、強度に直線的に依存する入力画像値に対する密
度に依存する入力画像値に対し、良い結果を与える。
【００１１】上記の方法を実施するための装置は、ａ）
Ｘ線記録の位置依存放射強度を電気信号に変換する画像
検出器と、ｂ）信号から入力画像値を得るための手段
と、ｃ）記憶容量がＸ線記録を蓄積するのに必要とされ
る容量より大きい記憶装置と、ｄ）入力画像値から低域
通過映像値を発生する手段と、ｅ）低域通過画像値から
等化画像値を生じるための手段と、ｆ）等化画像値を出
力画像値の再生用入力画像値と重畳する手段と、ｇ）出
力画像値に応じてＸ線記録を表示する表示ユニットとか
らなることを特徴とする。
Ｘ線記録の位置依存放射強度を電気信号に変換する画像
検出器と、ｂ）信号から入力画像値を得るための手段
と、ｃ）記憶容量がＸ線記録を蓄積するのに必要とされ
る容量より大きい記憶装置と、ｄ）入力画像値から低域
通過映像値を発生する手段と、ｅ）低域通過画像値から
等化画像値を生じるための手段と、ｆ）等化画像値を出
力画像値の再生用入力画像値と重畳する手段と、ｇ）出
力画像値に応じてＸ線記録を表示する表示ユニットとか
らなることを特徴とする。
【００１２】
【実施例】本発明を以下図面を参照して詳細に説明す
る。
る。
【００１３】図１において、Ｘ線放射器は患者３を通る
Ｘ線ビーム２を出射する。患者の後ろに作られたＸ線三
次元画像は画像検出器４，５により時間による変化が対
象の後ろのＸ線放射の空間変化に対応する電気信号に変
換される。
Ｘ線ビーム２を出射する。患者の後ろに作られたＸ線三
次元画像は画像検出器４，５により時間による変化が対
象の後ろのＸ線放射の空間変化に対応する電気信号に変
換される。
【００１４】画像検出器は例えば軸４０の回りを回転自
在であり、光導電体、望ましくはセレンで被覆された円
筒形ドラム４を含む。Ｘ線ビーム２は放射扇形を有さな
ければならず、その面に回転軸４０が位置する。Ｘ線記
録中、ドラムは軸４０の回りに回転し、同時に扇形放射
ビーム２は、患者３に対して動かされ、これによりＸ線
記録中患者の２次元領域がドラム面に表示される。回転
軸４０に並行に変位自在であるよう配置される適切なセ
ンサ５により電気信号に変換されるＸ線放射は、ドラム
４に充電パターンを発生する。この画像検出器の更なる
詳細は欧州特許ＰＳ第２１９８９７号を引用する。
在であり、光導電体、望ましくはセレンで被覆された円
筒形ドラム４を含む。Ｘ線ビーム２は放射扇形を有さな
ければならず、その面に回転軸４０が位置する。Ｘ線記
録中、ドラムは軸４０の回りに回転し、同時に扇形放射
ビーム２は、患者３に対して動かされ、これによりＸ線
記録中患者の２次元領域がドラム面に表示される。回転
軸４０に並行に変位自在であるよう配置される適切なセ
ンサ５により電気信号に変換されるＸ線放射は、ドラム
４に充電パターンを発生する。この画像検出器の更なる
詳細は欧州特許ＰＳ第２１９８９７号を引用する。
【００１５】他のタイプの画像検出器が代りに用いられ
うる。画像検出器は、時間による変化が対象の後のＸ線
放射の強度の空間的変化に依存する電気信号（又は複数
の電気信号）を発生することが必要なだけである。
うる。画像検出器は、時間による変化が対象の後のＸ線
放射の強度の空間的変化に依存する電気信号（又は複数
の電気信号）を発生することが必要なだけである。
【００１６】センサ５の出力信号は、増幅器６に印加さ
れ、その後ディジタルアナログ変換器７で例えば１６ビ
ットワイドデータワードのシーケンスに変換される。こ
れらのデータは、記憶容量がＸ線記録の記憶に必要とさ
れるより大きい半導体記憶器８１と協働する画像処理コ
ンピュータ８０を含む画像処理器８に印加される。画像
処理器８は一連の処理ステップ、なかんずくアナログデ
ィジタル変換器により供給される信号のダイナミック圧
縮を実行する。その結果、暗又は明画像部分での細部コ
ントラストを損ずることなく、表示ユニット９にＸ線記
録を表示することが可能である。表示ユニットはモニタ
ー又は画像処理器の出力信号からフィルム画像を発生す
るレーザ画像器でよい。
れ、その後ディジタルアナログ変換器７で例えば１６ビ
ットワイドデータワードのシーケンスに変換される。こ
れらのデータは、記憶容量がＸ線記録の記憶に必要とさ
れるより大きい半導体記憶器８１と協働する画像処理コ
ンピュータ８０を含む画像処理器８に印加される。画像
処理器８は一連の処理ステップ、なかんずくアナログデ
ィジタル変換器により供給される信号のダイナミック圧
縮を実行する。その結果、暗又は明画像部分での細部コ
ントラストを損ずることなく、表示ユニット９にＸ線記
録を表示することが可能である。表示ユニットはモニタ
ー又は画像処理器の出力信号からフィルム画像を発生す
るレーザ画像器でよい。
【００１７】図２は画像処理器８での異なる画像処理ス
テップの時間経過を示す。ディジタルアナログ変換の
後、その目的の為、検出器特定誤差を除去しなければな
らない画像補正方法（ブロック８１）が先ず実行され
る。かかる誤差は、センサ５によるセレンドラムの面の
電荷の走査中、自己放電が生じるという事実から起こ
る。センサがドラム面を同時に異なる場所で走査する複
数の素子からなる場合、更なる誤差は感度の差及び感度
変動で生じる。かかる画像誤差用補正方法はそれ自体公
知であり、更なる説明は必要ない。他のタイプの画像検
出器が用いられる場合、他の補正方法が用いられなけれ
ばならない。この補正方法により理想的に検出誤差がな
いデータセットＳが得られる。
テップの時間経過を示す。ディジタルアナログ変換の
後、その目的の為、検出器特定誤差を除去しなければな
らない画像補正方法（ブロック８１）が先ず実行され
る。かかる誤差は、センサ５によるセレンドラムの面の
電荷の走査中、自己放電が生じるという事実から起こ
る。センサがドラム面を同時に異なる場所で走査する複
数の素子からなる場合、更なる誤差は感度の差及び感度
変動で生じる。かかる画像誤差用補正方法はそれ自体公
知であり、更なる説明は必要ない。他のタイプの画像検
出器が用いられる場合、他の補正方法が用いられなけれ
ばならない。この補正方法により理想的に検出誤差がな
いデータセットＳが得られる。
【００１８】すぐその後で、得られる画像データは図３
に関してより詳細に説明されるダイナミック圧縮（ブロ
ック８２）を受ける。ダイナミックが上記方法で圧縮さ
れた画像データＡは次に更なる処理ステップ（ブロック
８３）例えばエッジ強調方法か表示ユニット９への適合
を受けうる。
に関してより詳細に説明されるダイナミック圧縮（ブロ
ック８２）を受ける。ダイナミックが上記方法で圧縮さ
れた画像データＡは次に更なる処理ステップ（ブロック
８３）例えばエッジ強調方法か表示ユニット９への適合
を受けうる。
【００１９】ブロック８２で示される処理動作は、図３
に示す如く、先ず対数変換（ブロック８２１）を含み、
それによりＸ線の強度に直線的に依存する補正画像デー
タＳは異なる画素で対象の密度に少なくとも実質的に直
線的に依存するデータＥに変換れる。画像検出器が密度
に直線的に関連するデータ自体を供給する場合、この変
換は省きうる。
に示す如く、先ず対数変換（ブロック８２１）を含み、
それによりＸ線の強度に直線的に依存する補正画像デー
タＳは異なる画素で対象の密度に少なくとも実質的に直
線的に依存するデータＥに変換れる。画像検出器が密度
に直線的に関連するデータ自体を供給する場合、この変
換は省きうる。
【００２０】対数変換は下式によりなされる： Ｅ＝Ｅmax * log （Ｓmax （Ｓ）／log （Ｓmax ）） （１） ここでＳmax は画像検出器で供給される最も高い可能
値、例えば３０，０００である。Ｅmax は密度画像での
最も高い可能値に対応し、非常に高い値、コンピュータ
で表わされうる整数、例えば３２，０００に設定され
る。式１によって、値Ｅ＝０はＳ＝Ｓmax に対して得ら
れ、値Ｅ＝Ｅmax が最も小さい値Ｓ＝１に対して得られ
る。変換パラメータのこの選択で、ダイナミック圧縮は
結果的に起こらない。効果的に、対数変換はアドレスと
して画像データＳを解釈するルックアップテーブルの助
けでなされ、その状態下で式１による値Ｅが記憶され
る。対数変換により値Ｓから発生した値は以後入力画像
値という。これらの映像値は矢印で示す如く外部記憶例
えばディスク記憶に印加されうる。
値、例えば３０，０００である。Ｅmax は密度画像での
最も高い可能値に対応し、非常に高い値、コンピュータ
で表わされうる整数、例えば３２，０００に設定され
る。式１によって、値Ｅ＝０はＳ＝Ｓmax に対して得ら
れ、値Ｅ＝Ｅmax が最も小さい値Ｓ＝１に対して得られ
る。変換パラメータのこの選択で、ダイナミック圧縮は
結果的に起こらない。効果的に、対数変換はアドレスと
して画像データＳを解釈するルックアップテーブルの助
けでなされ、その状態下で式１による値Ｅが記憶され
る。対数変換により値Ｓから発生した値は以後入力画像
値という。これらの映像値は矢印で示す如く外部記憶例
えばディスク記憶に印加されうる。
【００２１】根本的に、対数変換は、或いはディジタル
画像データが発生される前、即ち、アナログ領域でなさ
れうる。対数増幅器はこの目的の為用いられうる；ブロ
ック８２１は省かれうる。
画像データが発生される前、即ち、アナログ領域でなさ
れうる。対数増幅器はこの目的の為用いられうる；ブロ
ック８２１は省かれうる。
【００２２】次のステップは低域通過濾波動作（ブロッ
ク８２２）である。ここで、入力画像値Ｅの和は、Ｘ線
記録の望ましくは方形サブ領域、零空間に位置する画素
にその和が割り当てられる公知の方法でなされる。作ら
れた和は零空間の画像値の数で分割され、零空間の中央
に低域通過画像値Ｌとして画素が割当てられる。この値
は結果的に零空間における画像値及び画素の算術平均を
示す。この方法は他の画素に対して繰り返され、線方向
に隣接する画素用低域通過画像値は、一方で１例の画素
が零空間に加算され、他方で一列の画素が除かれる公知
の方法で得られる。零空間の寸法は、医療診断に関する
細部構造よりかなり大きく、例えば３×３ｃｍの領域に
対応しなければならない。
ク８２２）である。ここで、入力画像値Ｅの和は、Ｘ線
記録の望ましくは方形サブ領域、零空間に位置する画素
にその和が割り当てられる公知の方法でなされる。作ら
れた和は零空間の画像値の数で分割され、零空間の中央
に低域通過画像値Ｌとして画素が割当てられる。この値
は結果的に零空間における画像値及び画素の算術平均を
示す。この方法は他の画素に対して繰り返され、線方向
に隣接する画素用低域通過画像値は、一方で１例の画素
が零空間に加算され、他方で一列の画素が除かれる公知
の方法で得られる。零空間の寸法は、医療診断に関する
細部構造よりかなり大きく、例えば３×３ｃｍの領域に
対応しなければならない。
【００２３】各画素に対して、入力画像値Ｅは式： Ｅ＝Ｌ＋Ｈ （２） が成り立つよう関連する画素及びその環境でのＸ線記録
の強度分布に依存する値Ｈで形成される低域通過画像値
Ｌと異なる。値Ｈは入力画像値Ｅのより高い空間周波数
成分を示し、又、全ての画素の値Ｈから、細部構造だけ
を含む高域通過画像が夫々形成される。
の強度分布に依存する値Ｈで形成される低域通過画像値
Ｌと異なる。値Ｈは入力画像値Ｅのより高い空間周波数
成分を示し、又、全ての画素の値Ｈから、細部構造だけ
を含む高域通過画像が夫々形成される。
【００２４】これは動作（ブロック８２３，…８２５）
のすぐ後に続き、それにより単に低域通過画像のダイナ
ミックは少なくともサブ領域に圧縮される。各画素に対
して、低域通過画像値Ｌに依存する等化値Ｃが決めら
れ、入力画像値Ｅに重畳され、等化値は、出力画像にお
いて、診断に対して重要な領域で大きい領域構造のダイ
ナミックが最小可能範囲で影響され、一方診断に対して
第２の関係である別な密度領域で圧縮されるように選択
される。等化機能、即ち、等化値Ｃの低域通過画像値Ｌ
への依存関係、Ｃ値に対するスケールはＬ値に対するス
ケールの２倍であることを示す詳細の例示を図４に示
す。
のすぐ後に続き、それにより単に低域通過画像のダイナ
ミックは少なくともサブ領域に圧縮される。各画素に対
して、低域通過画像値Ｌに依存する等化値Ｃが決めら
れ、入力画像値Ｅに重畳され、等化値は、出力画像にお
いて、診断に対して重要な領域で大きい領域構造のダイ
ナミックが最小可能範囲で影響され、一方診断に対して
第２の関係である別な密度領域で圧縮されるように選択
される。等化機能、即ち、等化値Ｃの低域通過画像値Ｌ
への依存関係、Ｃ値に対するスケールはＬ値に対するス
ケールの２倍であることを示す詳細の例示を図４に示
す。
【００２５】例えば、肺写真に対して、診断に関する密
度範囲は値Ｌ１及びＬ２の間に位置するとする。これら
の値は、肺の複数のＸ線写真のヒントグラム分析により
例えば、Ｌ１＝５，００及びＬ２＝１０，０００に決定
される。Ｌ１及びＬ２間の密度範囲において、圧縮は出
来る限り小さくなければならない。これは、等化値Ｃ＝
０が診断に対して第１の関係の領域に位置することで達
成される。
度範囲は値Ｌ１及びＬ２の間に位置するとする。これら
の値は、肺の複数のＸ線写真のヒントグラム分析により
例えば、Ｌ１＝５，００及びＬ２＝１０，０００に決定
される。Ｌ１及びＬ２間の密度範囲において、圧縮は出
来る限り小さくなければならない。これは、等化値Ｃ＝
０が診断に対して第１の関係の領域に位置することで達
成される。
【００２６】値Ｃは（出力画像値がＥ及びＣを共に加算
することにより形成される場合）、より低い限界値Ｌ１
以下で正でなければならない。等化値は、限界値Ｌ１及
び現在の値Ｌの間の差がより高くなるに従いより高くな
ければならない。しかし、差Ｌ１−Ｌは、密度比が反転
されるのを防ぐようＬと関連した値Ｃより小さい必要は
ない。実線により図１に示され、点Ｌ１で終る曲線は値
Ｌ上の値Ｃの適切な依存性を示す。それは下式で表わさ
れる： Ｃ＝ｘ１* Ｌ１* （Ｌ１−Ｌ／Ｌ１）y1 （３） ここで、ｘ１は１より大きくない係数であり、一方ｙ１
は１より小さくない指数である。曲線は値ｘ１＝０．５
及びｙ１＝１．２に基づく。
することにより形成される場合）、より低い限界値Ｌ１
以下で正でなければならない。等化値は、限界値Ｌ１及
び現在の値Ｌの間の差がより高くなるに従いより高くな
ければならない。しかし、差Ｌ１−Ｌは、密度比が反転
されるのを防ぐようＬと関連した値Ｃより小さい必要は
ない。実線により図１に示され、点Ｌ１で終る曲線は値
Ｌ上の値Ｃの適切な依存性を示す。それは下式で表わさ
れる： Ｃ＝ｘ１* Ｌ１* （Ｌ１−Ｌ／Ｌ１）y1 （３） ここで、ｘ１は１より大きくない係数であり、一方ｙ１
は１より小さくない指数である。曲線は値ｘ１＝０．５
及びｙ１＝１．２に基づく。
【００２７】Ｌ２を越える低域通過画像値Ｌに対して、
Ｃはこの密度範囲でダイナミック圧縮を行うよう負でな
ければならない。この範囲でも、曲線は全く単調な（降
下）形を有さなければならず、ＬとＬ２の間の差はＬの
現在の値に割当てられたＣの値より小さい必要はない。
Ｌ＝Ｌ２から始まる実線は下式に定義される： Ｃ＝ｘ２* （Ｌ2 −Ｅmax ）* （（Ｌ−Ｌ２）／（Ｅmax −Ｌ２））y2 （４） ここで、ｘ２は１以上でなく、ｙ２は１より小さくな
い。図４に示す曲線は値ｘ２＝０．５及びｙ２＝１．２
に基づく。
Ｃはこの密度範囲でダイナミック圧縮を行うよう負でな
ければならない。この範囲でも、曲線は全く単調な（降
下）形を有さなければならず、ＬとＬ２の間の差はＬの
現在の値に割当てられたＣの値より小さい必要はない。
Ｌ＝Ｌ２から始まる実線は下式に定義される： Ｃ＝ｘ２* （Ｌ2 −Ｅmax ）* （（Ｌ−Ｌ２）／（Ｅmax −Ｌ２））y2 （４） ここで、ｘ２は１以上でなく、ｙ２は１より小さくな
い。図４に示す曲線は値ｘ２＝０．５及びｙ２＝１．２
に基づく。
【００２８】前記において、各肺写真に対して、プリセ
ット値Ｌ１及びＬ２は診断に対して第１の関係の密度領
域を限定する。しかし、自動露出タイマーにより発生さ
れた同じ露出時間を用いる肺写真に対して、この仮定が
有効なだけである。
ット値Ｌ１及びＬ２は診断に対して第１の関係の密度領
域を限定する。しかし、自動露出タイマーにより発生さ
れた同じ露出時間を用いる肺写真に対して、この仮定が
有効なだけである。
【００２９】しかし、値Ｌ１及びＬ２が現在の露出時間
に適合される場合、異なる露出時間が用いられる肺写真
を用いることも可能である。単に肺Ｘ線写真用線量の変
化は、全体密度値が常に同じ量だけ変化するよう作用す
るので、この量のみが適合をするためにＬ１及びＬ２の
プリセット値に重畳されるべきで、これによりＬ１とＬ
２の間の差はこの適合の後でさえ変化しない；しかし、
Ｌ１及びＬ２を不変のままにし、その代わり低域通過画
像値について反転記号を有する値を重畳することも可能
である。患者の異なる露出時間又は異なる厚さに適合す
るために、夫々加算又は減算されなければならない量は
関連した記録の画素で異なる密度値の周波数を示すヒス
トグラムを分析することにより容易に得られうる。実
際、そのようなヒストグラム分析はそれらが他の理由、
例えば画像値を画像表示ユニットの伝達特性に適合させ
る為に常に必要とするルールとして、追加コスト及び設
計努力を意味しない。
に適合される場合、異なる露出時間が用いられる肺写真
を用いることも可能である。単に肺Ｘ線写真用線量の変
化は、全体密度値が常に同じ量だけ変化するよう作用す
るので、この量のみが適合をするためにＬ１及びＬ２の
プリセット値に重畳されるべきで、これによりＬ１とＬ
２の間の差はこの適合の後でさえ変化しない；しかし、
Ｌ１及びＬ２を不変のままにし、その代わり低域通過画
像値について反転記号を有する値を重畳することも可能
である。患者の異なる露出時間又は異なる厚さに適合す
るために、夫々加算又は減算されなければならない量は
関連した記録の画素で異なる密度値の周波数を示すヒス
トグラムを分析することにより容易に得られうる。実
際、そのようなヒストグラム分析はそれらが他の理由、
例えば画像値を画像表示ユニットの伝達特性に適合させ
る為に常に必要とするルールとして、追加コスト及び設
計努力を意味しない。
【００３０】式（３）及び（４）において、ｙ１＝ｙ２
＝１が選択される場合、変化Ｃが３つの直線圧分で形成
される破線により示される曲線が得られる。曲線のＬ１
及びＬ２での２つの曲りはやや欠点である。一点鎖線に
より示される如く、Ｃの適切な変化は診断に重要である
領域の（Ｌ０での）中央を通る負の傾斜を有する直線に
より達成されうる。この直線は、式（３）及び（４）に
おいて、ｘ１＝ｘ２＝０．５；ｙ１＝ｙ２＝１及びＬ１
＝Ｌ２＝Ｌ０が選択される場合に得られる。これは下式
になる： Ｃ＝ｘ* （Ｌ０−Ｌ） （５） ここで例えばｘ＝０．５。これはＬ１としての間の診断
に関して密度範囲での大きい領域コントラストのかかる
影響に帰するがこの影響は比較的小さい。
＝１が選択される場合、変化Ｃが３つの直線圧分で形成
される破線により示される曲線が得られる。曲線のＬ１
及びＬ２での２つの曲りはやや欠点である。一点鎖線に
より示される如く、Ｃの適切な変化は診断に重要である
領域の（Ｌ０での）中央を通る負の傾斜を有する直線に
より達成されうる。この直線は、式（３）及び（４）に
おいて、ｘ１＝ｘ２＝０．５；ｙ１＝ｙ２＝１及びＬ１
＝Ｌ２＝Ｌ０が選択される場合に得られる。これは下式
になる： Ｃ＝ｘ* （Ｌ０−Ｌ） （５） ここで例えばｘ＝０．５。これはＬ１としての間の診断
に関して密度範囲での大きい領域コントラストのかかる
影響に帰するがこの影響は比較的小さい。
【００３１】等化値の上記依存性は、入力画像値が式： Ａ＝Ｅ＋Ｃ （６） によりそれに重畳された後、出力画像値から形成される
出力画像になる、即ち肺写真に最適である。診断に関連
した肺組織は従来の写真で慣例の大きい領域で、細部コ
ントラストで表示される。他方で、大きい領域で荒いコ
ントラストはより明るく、より暗い画像部分で減少さ
れ、一方出力画像の細部コントラスト（Ｈ）はこれらの
領域で保たれる。出力画像値Ａが成分Ｈを含む式（２）
により細部構造を示す入力映像値Ｅからの合計で形成さ
れる事実からこれは説明されうる。
出力画像になる、即ち肺写真に最適である。診断に関連
した肺組織は従来の写真で慣例の大きい領域で、細部コ
ントラストで表示される。他方で、大きい領域で荒いコ
ントラストはより明るく、より暗い画像部分で減少さ
れ、一方出力画像の細部コントラスト（Ｈ）はこれらの
領域で保たれる。出力画像値Ａが成分Ｈを含む式（２）
により細部構造を示す入力映像値Ｅからの合計で形成さ
れる事実からこれは説明されうる。
【００３２】図４に示す等化値Ｃの低域通過画像値Ｌの
依存性は、全てのＸ線記録に対して等しく適してはいな
い。骨の画像に対して、例えば高密度領域は特別の診断
有意性があり、一方より低密度を有する領域は診断に対
する重要性は低い。この場合、ダイナミック圧縮はより
低い密度範囲で作用されなければならず、一方より高い
密度範囲は変わらないままにあるべきである。このため
に、Ｃは（図４の左でプロットされた曲線部分に似てい
るが、より高い密度値で始まる）、より低い密度値に向
け増加しなければならず、一方より高い密度の範囲のＣ
は、基本的に変化せず、従来の映像文字が保たれること
を提供するため、ゼロに実質的に等しくなければならな
い。
依存性は、全てのＸ線記録に対して等しく適してはいな
い。骨の画像に対して、例えば高密度領域は特別の診断
有意性があり、一方より低密度を有する領域は診断に対
する重要性は低い。この場合、ダイナミック圧縮はより
低い密度範囲で作用されなければならず、一方より高い
密度範囲は変わらないままにあるべきである。このため
に、Ｃは（図４の左でプロットされた曲線部分に似てい
るが、より高い密度値で始まる）、より低い密度値に向
け増加しなければならず、一方より高い密度の範囲のＣ
は、基本的に変化せず、従来の映像文字が保たれること
を提供するため、ゼロに実質的に等しくなければならな
い。
【００３３】従って、等化値の低域通過画像値への異な
る程度の依存関係を異なる器官の記録に対し与えること
が必要である。しかし、全ての場合において、ＣはＬの
機能として、単調な変化を有し、特に式（６）によりＥ
及びＣが共に加算される場合、変化を単調に減少させ、
その代わりＣがＥから減算される場合変化を単調に増加
する。
る程度の依存関係を異なる器官の記録に対し与えること
が必要である。しかし、全ての場合において、ＣはＬの
機能として、単調な変化を有し、特に式（６）によりＥ
及びＣが共に加算される場合、変化を単調に減少させ、
その代わりＣがＥから減算される場合変化を単調に増加
する。
【００３４】ダイナミック圧縮を行なうよう、現在の低
域通過画像値と関連した等化値Ｃ、即ち図３のブロック
８２３が決定される。そうするための最も単純な方法
は、低域通過画像値Ｌで形成される各入力アドレスに対
して、それに割当てられる等化値−画像値Ｃが蓄積され
るルックアップテーブルによる。異なる器官のＸ線記録
に対して、多分異なる露出時間を有する写真に対して、
又は異なる厚さの同じ器官の患者の写真に対しても、値
ＣのＬへの依存関係の異なる程度が利用されなければな
らないので、最近撮影された器官で生じるＣの変化は先
ず、、できれば先行する計算（ブロック８２４）の後記
録からロードされなければならない。
域通過画像値と関連した等化値Ｃ、即ち図３のブロック
８２３が決定される。そうするための最も単純な方法
は、低域通過画像値Ｌで形成される各入力アドレスに対
して、それに割当てられる等化値−画像値Ｃが蓄積され
るルックアップテーブルによる。異なる器官のＸ線記録
に対して、多分異なる露出時間を有する写真に対して、
又は異なる厚さの同じ器官の患者の写真に対しても、値
ＣのＬへの依存関係の異なる程度が利用されなければな
らないので、最近撮影された器官で生じるＣの変化は先
ず、、できれば先行する計算（ブロック８２４）の後記
録からロードされなければならない。
【００３５】続いて、出力画像値を形成するために、入
力画像値及び式（６）による関連した等化値Ｃは各画素
に対して重畳される。しかし、値Ｃが軸Ｃ＝０に関して
鏡像反転される方法で変化する場合、値ＣをＥから減算
することが基本的に可能となる。出力画像値Ａで形成さ
れた出力画像では、大きな領域コントラストは、診断に
対して単に２次的関心である領域で少なくとも減少され
る。細部コントラストがこれらの領域で変わらないまま
であるので、それらは出力画像ではさらに識別できる。
力画像値及び式（６）による関連した等化値Ｃは各画素
に対して重畳される。しかし、値Ｃが軸Ｃ＝０に関して
鏡像反転される方法で変化する場合、値ＣをＥから減算
することが基本的に可能となる。出力画像値Ａで形成さ
れた出力画像では、大きな領域コントラストは、診断に
対して単に２次的関心である領域で少なくとも減少され
る。細部コントラストがこれらの領域で変わらないまま
であるので、それらは出力画像ではさらに識別できる。
【００３６】式（３）から（５）において、値ＬがＦで
置換えられる場合、Ｆ及びｕを保持する式： Ｆ＝（１−ｕ）* Ｅ＋ｕ* Ｌ （７） はプリセット可能な値であり、ｕが１より大きい場合細
部コントラストは診断に対して基本的関係の密度範囲の
両側の領域で改善される。ｕ＝１に対して、ＦはＬと等
しくなり、細部コントラストは変わらないままである。
Ｅは実質的にＬに対応するので（高域通過用値Ｈ及び細
部構造は夫々普通低域通過画像値Ｌとわずかに比較され
る）、Ｆは実質的にＬに対応し、ｕ＝１に対してそれと
同一である。
置換えられる場合、Ｆ及びｕを保持する式： Ｆ＝（１−ｕ）* Ｅ＋ｕ* Ｌ （７） はプリセット可能な値であり、ｕが１より大きい場合細
部コントラストは診断に対して基本的関係の密度範囲の
両側の領域で改善される。ｕ＝１に対して、ＦはＬと等
しくなり、細部コントラストは変わらないままである。
Ｅは実質的にＬに対応するので（高域通過用値Ｈ及び細
部構造は夫々普通低域通過画像値Ｌとわずかに比較され
る）、Ｆは実質的にＬに対応し、ｕ＝１に対してそれと
同一である。
【００３７】Ｘ線記録の各画素に対して、入力画像値Ｅ
と、低域通過画像値Ｌと、出力画像値Ａが利用出来なけ
ればならないが、３つの（半導体）画像記憶を要する全
てのこれらの値を同時に記憶することは必要ではない。
例えば、全ての値Ｌを有する低域通過画像が計算され、
蓄積された場合、入力画像値Ｅ又は低域画像値ＬはＣが
決められ、Ｅに加算された後、出力画像値Ａにより重ね
書きされえ；これは従って２つの画像記憶だけを必要と
する。低域通過画像に対し必要でない値Ｅ又は低域通過
画像の前に計算された低域通過画像値が完全に計算され
た場合、１つの画像を蓄積するのに必要とされるより多
くない記憶容量で十分である。
と、低域通過画像値Ｌと、出力画像値Ａが利用出来なけ
ればならないが、３つの（半導体）画像記憶を要する全
てのこれらの値を同時に記憶することは必要ではない。
例えば、全ての値Ｌを有する低域通過画像が計算され、
蓄積された場合、入力画像値Ｅ又は低域画像値ＬはＣが
決められ、Ｅに加算された後、出力画像値Ａにより重ね
書きされえ；これは従って２つの画像記憶だけを必要と
する。低域通過画像に対し必要でない値Ｅ又は低域通過
画像の前に計算された低域通過画像値が完全に計算され
た場合、１つの画像を蓄積するのに必要とされるより多
くない記憶容量で十分である。
【００３８】必要により、出力画像値は対数変換（ブロ
ック８２１）を相殺する指数変換（８２６）に追加的に
従ってよい；しかし指数変換は省かれてもよい。
ック８２１）を相殺する指数変換（８２６）に追加的に
従ってよい；しかし指数変換は省かれてもよい。
【００３９】本発明によるダイナミック圧縮の前記説明
はハードコピーユニット（レーザ画像器）と呼ばれるも
のによりＸ線記録の供給に基づく。しかし、その代わり
にモニターの表示スクリーンにＸ線記録の表示のダイナ
ミック圧縮をすることも可能である。モニターはＸ線記
録をフィルムにロードするユニットより更に小さいダイ
ナミックレンジを有する。圧縮方法の適切な実行におい
て、即ち、所望の計算方法が十分に高速でなされる場
合、検査員は相互作用にてダイナミック圧縮を実行し、
それによりＸ線記録は最適にモニターのダイナミックレ
ンジに適合されうる。利用者は結果を得るがモニターの
表示スクリーンに生じるＸ線画像に基づいて診断を行
う。図５は適切な表示装置、即ちモニターに加えて所望
の計算及び役立つ記憶容量を有する装置により実現され
うる概略ブロック回路図を基にしたこの相互作用方法を
示す。
はハードコピーユニット（レーザ画像器）と呼ばれるも
のによりＸ線記録の供給に基づく。しかし、その代わり
にモニターの表示スクリーンにＸ線記録の表示のダイナ
ミック圧縮をすることも可能である。モニターはＸ線記
録をフィルムにロードするユニットより更に小さいダイ
ナミックレンジを有する。圧縮方法の適切な実行におい
て、即ち、所望の計算方法が十分に高速でなされる場
合、検査員は相互作用にてダイナミック圧縮を実行し、
それによりＸ線記録は最適にモニターのダイナミックレ
ンジに適合されうる。利用者は結果を得るがモニターの
表示スクリーンに生じるＸ線画像に基づいて診断を行
う。図５は適切な表示装置、即ちモニターに加えて所望
の計算及び役立つ記憶容量を有する装置により実現され
うる概略ブロック回路図を基にしたこの相互作用方法を
示す。
【００４０】図５により補正画像データＳはブロック８
２１で再び対数変換を受ける。画像データＳは直接検出
器１…５（図１参照）から得られうるが、或いはそれら
は外部記憶から減じられる。対数変換の後に得られた入
力画像値Ｅは第１の画像記憶に入れられる。
２１で再び対数変換を受ける。画像データＳは直接検出
器１…５（図１参照）から得られうるが、或いはそれら
は外部記憶から減じられる。対数変換の後に得られた入
力画像値Ｅは第１の画像記憶に入れられる。
【００４１】更に示されるべき、出力画像値Ａが発生さ
れる相互作用されたダイナミック圧縮の後、これらの値
は画像ハーフトーン変換（ブロック８３０）を受け、デ
ィジタルアナログ変換器８３１を介してモニターに印加
される。画像ハーフトーン変換を得るための最も単純な
方法は各出力画像値Ａにディジタルアナログ変換の後モ
ニター９００の表示スクリーンに画像ハーフトーンを生
じるディジタル値を割当てるルックアップテーブルによ
る。
れる相互作用されたダイナミック圧縮の後、これらの値
は画像ハーフトーン変換（ブロック８３０）を受け、デ
ィジタルアナログ変換器８３１を介してモニターに印加
される。画像ハーフトーン変換を得るための最も単純な
方法は各出力画像値Ａにディジタルアナログ変換の後モ
ニター９００の表示スクリーンに画像ハーフトーンを生
じるディジタル値を割当てるルックアップテーブルによ
る。
【００４２】図６の（Ａ）はモニターの画素の輝度Ｈと
ダイナミック圧縮なしの出力画像値Ａとの間の関係を示
す。第１の出力画像値以下で、画素は完全に黒であり、
第２の出力画像値以上で、画素はその最大の白を有す
る。これらの値の間で図６の（Ａ）に示す画像ハーフト
ーンへの値Ａの変換が生じる。
ダイナミック圧縮なしの出力画像値Ａとの間の関係を示
す。第１の出力画像値以下で、画素は完全に黒であり、
第２の出力画像値以上で、画素はその最大の白を有す
る。これらの値の間で図６の（Ａ）に示す画像ハーフト
ーンへの値Ａの変換が生じる。
【００４３】トラックボール、いわゆるマウス又はキー
ボードでよい入力ユニット８５１を用いて、プリセット
曲線のユニットコントラスト及び輝度は第１の動作モー
ドで変換されうる。輝度の変化は曲線の水平ずれを生
じ、コントラストの変化はこの曲線の傾斜に影響する。
利用者は、出力画像値Ａの範囲が診断に関することが黒
と白の間の転移領域に位置するよう輝度及びコントラス
ト値を選択する。この場合、値Ａ＝Ｌ０は診断に対して
基本的関係の振幅範囲に位置する。
ボードでよい入力ユニット８５１を用いて、プリセット
曲線のユニットコントラスト及び輝度は第１の動作モー
ドで変換されうる。輝度の変化は曲線の水平ずれを生
じ、コントラストの変化はこの曲線の傾斜に影響する。
利用者は、出力画像値Ａの範囲が診断に関することが黒
と白の間の転移領域に位置するよう輝度及びコントラス
ト値を選択する。この場合、値Ａ＝Ｌ０は診断に対して
基本的関係の振幅範囲に位置する。
【００４４】ここに記載される限りにおいて、図５に概
略的に示す画像値処理動作は表示装置に慣例の処理動作
に対応する。
略的に示す画像値処理動作は表示装置に慣例の処理動作
に対応する。
【００４５】ダイナミック圧縮は破線ボックスで示す処
理ステップ及び成分を夫々用いて実行される。図３を参
照して説明した如く、入力画像値Ｅは、一定の比較的に
大きい零空間を有する低域通過濾波を受ける。従って作
られた低域通過画像値Ｌは第２の画像記憶８２８に蓄積
される。第２の画像記憶から読取られた低域通過画像値
Ｌは、各画素に対して、出力画像値Ａ（ｘ，ｙ）を得る
ために、下記動作 Ａ（ｘ，ｙ）＝Ｅ（ｘ，ｙ）＝Ｃ（Ｌ（ｘ，ｙ）） （８） がなされるよう、等化関数Ｃ（Ｌ）が蓄積されるルック
アップテーブル８２３により等化値に常に割当てられ
る。従って、この動作は各画素に対して（記憶８２７，
８２８の値のＥ（ｘ，ｙ）及びＬ（ｘ，ｙ）への）２つ
の記憶アクセス、ルックアップテーブル動作及び加算動
作（ブロック８２５での）を必要とする。最近の慣用計
算パワーの助けにより、これらの動作は非常に素早くな
されうる。ダイナミック圧縮は利用者の特別な要望に相
互作用的に適合されうる。その結果、入力ユニット８５
１は（コントラスト及び輝度設定モード以外に）更に動
作するモードで点線ボックスと協働する。等化関数が基
本的に３つの直線圧分からなるとすると；Ｌ１以下の低
域通過画像値用第１の直線圧分は角度β１で定義され、
その下に、この直線圧分が水平に延びる。角度β１は４
５°より小さくなければならず、即ち数値で示される傾
斜ｍ１＝ｔａｎ（β１）は１より小さくなければならな
い。Ｌ１からＬ２への第２の直線区分は診断に対して最
も関係のある入力値に割当てられる。この範囲の位置
は、一方でＸ線記録の露出時間に依存し、他方でＸ線記
録で表示された器官又は人体範囲に依存する。輝度が相
互作用的に設定れるので、診断に対する第１義の振幅範
囲内に位置する値Ｌ０が既に存在する。値ａ及びｂのみ
が依然プリセットされなければならず、この範囲の最後
の値はそれにより下記の如く定義されうる： Ｌ1 ＝Ｌ０−ａ （９） Ｌ2 ＝Ｌ０＋ｂ （１０） Ｌ2 以上の低域通過画像値用第３の直線圧分は夫々角度
β２又は傾斜ｍ２＝ｔａｍβ２で定義され、ここで数値
で示されるｍ２は１より小さくなければならない。
理ステップ及び成分を夫々用いて実行される。図３を参
照して説明した如く、入力画像値Ｅは、一定の比較的に
大きい零空間を有する低域通過濾波を受ける。従って作
られた低域通過画像値Ｌは第２の画像記憶８２８に蓄積
される。第２の画像記憶から読取られた低域通過画像値
Ｌは、各画素に対して、出力画像値Ａ（ｘ，ｙ）を得る
ために、下記動作 Ａ（ｘ，ｙ）＝Ｅ（ｘ，ｙ）＝Ｃ（Ｌ（ｘ，ｙ）） （８） がなされるよう、等化関数Ｃ（Ｌ）が蓄積されるルック
アップテーブル８２３により等化値に常に割当てられ
る。従って、この動作は各画素に対して（記憶８２７，
８２８の値のＥ（ｘ，ｙ）及びＬ（ｘ，ｙ）への）２つ
の記憶アクセス、ルックアップテーブル動作及び加算動
作（ブロック８２５での）を必要とする。最近の慣用計
算パワーの助けにより、これらの動作は非常に素早くな
されうる。ダイナミック圧縮は利用者の特別な要望に相
互作用的に適合されうる。その結果、入力ユニット８５
１は（コントラスト及び輝度設定モード以外に）更に動
作するモードで点線ボックスと協働する。等化関数が基
本的に３つの直線圧分からなるとすると；Ｌ１以下の低
域通過画像値用第１の直線圧分は角度β１で定義され、
その下に、この直線圧分が水平に延びる。角度β１は４
５°より小さくなければならず、即ち数値で示される傾
斜ｍ１＝ｔａｎ（β１）は１より小さくなければならな
い。Ｌ１からＬ２への第２の直線区分は診断に対して最
も関係のある入力値に割当てられる。この範囲の位置
は、一方でＸ線記録の露出時間に依存し、他方でＸ線記
録で表示された器官又は人体範囲に依存する。輝度が相
互作用的に設定れるので、診断に対する第１義の振幅範
囲内に位置する値Ｌ０が既に存在する。値ａ及びｂのみ
が依然プリセットされなければならず、この範囲の最後
の値はそれにより下記の如く定義されうる： Ｌ1 ＝Ｌ０−ａ （９） Ｌ2 ＝Ｌ０＋ｂ （１０） Ｌ2 以上の低域通過画像値用第３の直線圧分は夫々角度
β２又は傾斜ｍ２＝ｔａｍβ２で定義され、ここで数値
で示されるｍ２は１より小さくなければならない。
【００４６】利用者は従って値ａ，ｂ，ｍ１及びｍ２だ
けをセットしなければならない。これらのパラメータ
は、例えばスクリーンに図形表示された等化関数を基に
して表示スクリーンにマウスを「クリック」することに
より互いに独立に調整されうる。しかし、その代わりａ
＝ｂ及びｍ１＝ｍ２を設定することにより４つのパラメ
ータを２つに削減することが可能である。残る２つのパ
ラメータはマウスによる双次元変位、例えばパラメータ
ａ又はｂを係るｘ−方向での変位によりプリセットさ
れ、一方ｙ方向の変位はパラメータｍ１及びｍ２を変え
る。これは（異なる動作モードで）ｘ方向の変位が輝度
を制御し、ｙ方向の変位がコントラストを制御すること
による方法に全く似ている。
けをセットしなければならない。これらのパラメータ
は、例えばスクリーンに図形表示された等化関数を基に
して表示スクリーンにマウスを「クリック」することに
より互いに独立に調整されうる。しかし、その代わりａ
＝ｂ及びｍ１＝ｍ２を設定することにより４つのパラメ
ータを２つに削減することが可能である。残る２つのパ
ラメータはマウスによる双次元変位、例えばパラメータ
ａ又はｂを係るｘ−方向での変位によりプリセットさ
れ、一方ｙ方向の変位はパラメータｍ１及びｍ２を変え
る。これは（異なる動作モードで）ｘ方向の変位が輝度
を制御し、ｙ方向の変位がコントラストを制御すること
による方法に全く似ている。
【００４７】等化関数を罫線することはブロック８５２
でなされる。第１の直線圧分に対して、下式、 Ｃ＝ｍ１* （Ｌ−Ｌ１）・Ｌ１ （１１） は有効であり、Ｌ１の計算は式（９）によりＬ０及びａ
からなされる。
でなされる。第１の直線圧分に対して、下式、 Ｃ＝ｍ１* （Ｌ−Ｌ１）・Ｌ１ （１１） は有効であり、Ｌ１の計算は式（９）によりＬ０及びａ
からなされる。
【００４８】Ｌ１からＬ２の範囲の第２の直線圧分に対
して、Ｃ＝０であり、第３の直線圧分に対して下記が成
り立つ： Ｃ＝ｍ２* （Ｌ−Ｌ２）ここでＬ２＝Ｌ０＋ｂ。
して、Ｃ＝０であり、第３の直線圧分に対して下記が成
り立つ： Ｃ＝ｍ２* （Ｌ−Ｌ２）ここでＬ２＝Ｌ０＋ｂ。
【００４９】直線区分だけが含まれ、即ち等化関数がい
わば実時間でなされるので、利用者が相互作用的にパラ
メータを変化させる時、等化関数は非常に素早く計算さ
れうる。
わば実時間でなされるので、利用者が相互作用的にパラ
メータを変化させる時、等化関数は非常に素早く計算さ
れうる。
【００５０】計算の後、等化関数は多くの場合に妨害さ
れてもよい更なる「角度」である。従って、等化関数Ｃ
（Ｌ）を示すデータワードシーケンスを（一次元）低域
通過濾波するようにすることが推奨される。そのため、
低域通過フィルタブロック８５２が設けられ、低域通過
零空間の寸法は診断に関連する振幅範囲の幅（ａ＋ｂ）
から適切に導かれ、例えばこの値の１／１０に設定され
る。例えばＬ１＝５０００及びＬ２＝１０，０００であ
る場合、等化関数の平滑化は、等化関数Ｃ（Ｌ）の５０
０連続値の平均がとれらるようになされる。計算され平
滑された関数はルックアップテーブルにロードされ、そ
れから新たなプリセットパラメータにより圧縮がなされ
る。必要により、これらのパラメータは再び変換等され
うる。
れてもよい更なる「角度」である。従って、等化関数Ｃ
（Ｌ）を示すデータワードシーケンスを（一次元）低域
通過濾波するようにすることが推奨される。そのため、
低域通過フィルタブロック８５２が設けられ、低域通過
零空間の寸法は診断に関連する振幅範囲の幅（ａ＋ｂ）
から適切に導かれ、例えばこの値の１／１０に設定され
る。例えばＬ１＝５０００及びＬ２＝１０，０００であ
る場合、等化関数の平滑化は、等化関数Ｃ（Ｌ）の５０
０連続値の平均がとれらるようになされる。計算され平
滑された関数はルックアップテーブルにロードされ、そ
れから新たなプリセットパラメータにより圧縮がなされ
る。必要により、これらのパラメータは再び変換等され
うる。
【図１】本発明を実施する装置のブロック回路系統図で
ある。
ある。
【図２】画像処理中になされる動作の時間的順序を示
す。
す。
【図３】ダイナミック圧縮のフローチャートを示す。
【図４】出力画像値対低域通過画像値の適切な変化を示
す複数の曲線を示す。
す複数の曲線を示す。
【図５】相互作用ダイナミック圧縮のブロック回路系統
図である。
図である。
【図６】（Ａ），（Ｂ）は夫々相互作用ダイナミック圧
縮で使用されるモニターの特性曲線と、相互作用的に調
整された等化関数を示す。
縮で使用されるモニターの特性曲線と、相互作用的に調
整された等化関数を示す。
２ Ｘ線ビーム ３ 患者 ４，５ 画像検出器 ６ 増幅器 ７，８３１ ディジタルアナログ変換器 ８ 画像処理器 ９ 表示ユニット ４０ 回転軸 ８０ 画像処理コンピュータ ８１ 半導体記憶 ８３ 処理ステップ ８２１ 対数変換 ８２２ 低域通過濾波動作 ８２３ ルックアップテーブル ８２５ 加算動作 ８２６ 指数変換 ８２７，８２８ 記憶 ８３０ 画像ハーフトーン変換 ８５１ 入力ユニット ９００ モニター
フロントページの続き (73)特許権者 590000248 Ｇｒｏｅｎｅｗｏｕｄｓｅｗｅｇ １, 5621 ＢＡ Ｅｉｎｄｈｏｖｅｎ， Ｔ ｈｅ Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ (72)発明者 ウルリッヒ ニーゼル ドイツ連邦共和国 2000 ハンブルク 65 キップスヴェーク ３番地 (56)参考文献 特開 昭63−106642（ＪＰ，Ａ) 特開 昭55−88740（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−59266（ＪＰ，Ａ) 特開 昭56−91735（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−226383（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−226375（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 6/00 - 6/14 G06F 15/42 G06F 15/66 - 15/70
Claims (9)
- 【請求項１】 画素にディジタル入力画像値が割り当て
られたＸ線記録におけるダイナミック圧縮方法であっ
て、 入力画像値から画像中の高周波成分の抑制された低域通
過画像値が形成され、 各画素に対する出力画像値は、低域通過画像値が小さい
ときには入力画像値よりも大きくなり、低域通過画像値
が大きいときには入力画像値よりも小さくなるように、
画素に割り当てられた入力画像値と、画素に割り当てら
れた低域通過画像値に依存する等化値を重畳することに
より形成されることを特徴とする方法。 - 【請求項２】 等化値の低域通過画像値への依存度を示
す等化関数はルックアップテーブルに蓄積され、 各低域通過画像値に対する等化値は上記ルックアップテ
ーブルから読み出されることを特徴とする請求項１記載
の方法。 - 【請求項３】 等化関数のパラメータは利用者による設
定が可能であり、 等化関数は、プリセットされたパラメータに応じて計算
され、上記ルックアップテーブルに蓄積されることを特
徴とする請求項２記載の方法 。 - 【請求項４】 等化関数のパラメータをプリセットする
ため、等化関数が値０を有するような低域通過画像値の
範囲が設定され、 この範囲の外側で、等化関数は上向きの傾斜を有するこ
とを特徴とする請求項１記載の方法。 - 【請求項５】 等化関数は平滑化されることを特徴とす
る請求項１乃至４のうちいずれか一項記載の方法。 - 【請求項６】 Ｘ線放射の強度に直線的に依存する画像
信号が画像検出器から発生され、 入力画像値は画像信号を対数変換することにより得られ
ることを特徴とする請求項１記載の方法。 - 【請求項７】 出力画像値は指数変換を受けることを特
徴とする請求項１乃至６のうちいずれか一項記載の方
法。 - 【請求項８】 Ｘ線記録の位置依存放射強度を電気信号
に変換する画像検出器と、 上記電気信号から入力画像値を得る手段と、 Ｘ線記録を蓄積するために必要とされる容量を上回る容
量を有する記憶装置と、 入力画像値から画像中の高周波成分の抑制された低域通
過画像値を生成する手段と、 入力画像値と重畳されたときに得られる出力画像値が、
小さい低域通過画像値に対し入力画像値よりも小さくな
り、大きい低域通過画像値に対し入力画像値よりも大き
くなるように決められた等化値を低域通過画像値から得
る手段と、 出力画像値を再生するため、等化値を入力画像値と重畳
する手段と、 出力画像値に応じてＸ線記録を表示する表示ユニットと
を含むことを特徴とする請求項１記載の方法を実施する
装置。 - 【請求項９】 上記等化値を低域通過画像値から得る手
段は、出力画像値へ割り当てられたアドレスに等化値が
蓄積されているルックアップテーブルを含むことを特徴
とする請求項８記載の装置。
Applications Claiming Priority (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE19904033716 DE4033716A1 (de) | 1990-10-24 | 1990-10-24 | Verfahren zur dynamikkompression in roentgenaufnahmen und vorrichtung zur durchfuehrung des verfahrens |
| DE40337162 | 1990-10-24 | ||
| DE19914122264 DE4122264A1 (de) | 1991-07-05 | 1991-07-05 | Verfahren zur dynamikkompression in roentgenaufnahmen und vorrichtung zur durchfuehrung des verfahrens |
| DE41222644 | 1991-07-05 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04271677A JPH04271677A (ja) | 1992-09-28 |
| JP3188491B2 true JP3188491B2 (ja) | 2001-07-16 |
Family
ID=25897931
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP27285091A Expired - Fee Related JP3188491B2 (ja) | 1990-10-24 | 1991-10-21 | Ｘ線記録のダイナミック圧縮方法及びその装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
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| EP (1) | EP0482712B1 (ja) |
| JP (1) | JP3188491B2 (ja) |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| DE4415990A1 (de) * | 1994-05-06 | 1995-11-23 | Philips Patentverwaltung | Verfahren zur Wiedergabe insbesondere einer digitalen Röntgenaufnahme als sichtbares Bild sowie Anordnung zur Durchführung des Verfahrens |
| JP3568279B2 (ja) * | 1995-06-30 | 2004-09-22 | 富士写真フイルム株式会社 | 画像再生方法および装置 |
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| FR2786293B1 (fr) * | 1998-11-24 | 2001-04-27 | Ge Medical Syst Sa | Procede de compensation de l'epaisseur d'un organe |
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| JP3893827B2 (ja) * | 1999-11-26 | 2007-03-14 | コニカミノルタホールディングス株式会社 | Ｘ線画像撮影システム |
| FR2803070B1 (fr) * | 1999-12-28 | 2002-06-07 | Ge Medical Syst Sa | Procede et systeme de gestion de la dynamique d'une image radiologique numerisee |
| US6721441B1 (en) | 1999-12-30 | 2004-04-13 | General Electric Company | Extended dynamic range system for digital X-ray imaging detectors |
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| FR2847698B1 (fr) * | 2002-11-27 | 2005-05-06 | Ge Med Sys Global Tech Co Llc | Procede de gestion de la dynamique d'une image radiologique numerique |
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- 1991-10-21 JP JP27285091A patent/JP3188491B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 1991-10-22 US US07/781,534 patent/US5357549A/en not_active Expired - Lifetime
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- 1991-10-22 DE DE59108446T patent/DE59108446D1/de not_active Expired - Fee Related
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