JPH07175913A - 画像処理方法及び装置 - Google Patents

画像処理方法及び装置

Info

Publication number
JPH07175913A
JPH07175913A JP6169840A JP16984094A JPH07175913A JP H07175913 A JPH07175913 A JP H07175913A JP 6169840 A JP6169840 A JP 6169840A JP 16984094 A JP16984094 A JP 16984094A JP H07175913 A JPH07175913 A JP H07175913A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
image
ray
transition
image processing
processing method
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP6169840A
Other languages
English (en)
Inventor
Eeuwijk Alexander Henricus Van
ヘンリク ワルテルス ファン エーウヴュク アレクサンダー
Steven Lobregt
ロブレト スティーブン
Raoul Florent
フロラン ラウル
Jacques Breitenstein
ブレタンステアン ジャック
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Philips Electronics NV
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority claimed from FR9309052A external-priority patent/FR2708165B1/fr
Application filed by Philips Electronics NV filed Critical Philips Electronics NV
Publication of JPH07175913A publication Critical patent/JPH07175913A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5211—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data
    • A61B6/5252—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data removing objects from field of view, e.g. removing patient table from a CT image
    • G06T5/94—
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T7/00—Image analysis
    • G06T7/10—Segmentation; Edge detection
    • G06T7/12—Edge-based segmentation
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/10—Image acquisition modality
    • G06T2207/10116—X-ray image
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/20—Special algorithmic details
    • G06T2207/20004—Adaptive image processing
    • G06T2207/20012—Locally adaptive
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
    • G06T2207/30004—Biomedical image processing
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S378/00—X-ray or gamma ray systems or devices
    • Y10S378/901—Computer tomography program or processor

Abstract

(57)【要約】 【目的】 本発明は、Ｘ線照射により生成される画像か
らＸ線吸収フィルタに相応する部分の画像を除去する画
像処理方法及び装置の提供を目的とする。 【構成】 本発明の画像処理方法は、輝度変化値の１次
及び２次空間導関数が共に最大値を有する輝度遷移を生
じる画像の遷移点の位置を決め、遷移点がＸ線シャッタ
ーエッジである尤度を示す加重係数を使用して遷移点を
通る曲線を当てはめてＸ線シャッターエッジを決定し、
更に、Ｘ線シャッターエッジと周辺部との間にあるＸ線
シャッター領域に対応する部分の画像を除去する上記尤
度は、画像の粗度が小さく、輝度遷移の大きな遷移点に
対して大きい。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、Ｘ線画像化により生成
され、Ｘ線吸収フィルタに対応する部分を含む画像の処
理方法に関する。本発明は、Ｘ線画像化により生成さ
れ、Ｘ線吸収フィルタに対応する部分を含む画像の処理
装置にも関する。本発明は、更に、Ｘ線検出器と、Ｘ線
画像をＸ線検出器上に生成するよう対象物を照射するＸ
線源との間にＸ線吸収フィルタを有するＸ線検査装置に
も関する。
【０００２】
【従来の技術】この種の画像処理方法は、Ｘ線吸収フィ
ルタに対応する部分を含むＸ線画像をＸ線検出器上に生
成するＸ線検査装置とその利用法が記載されている米国
特許第４ ６７０ ８９６号明細書により周知である。
画像コントラストの実質的な差がＸ線を対象物に照射し
て形成されるＸ線画像の部分間に生じることが引用文献
に記載されている。画像コントラストを形成する輝度の
差は、例えば、末梢血管造影において、Ｘ線ビームの一
部が、対象物、特に、被検査患者の身体を貫通すること
なくＸ線検出器に直接入射するため、或いは、例えば、
心臓検査において、対象物が実質的に種々のＸ線吸収率
を示し、即ち、Ｘ線を比較的透過し易い肺組織がＸ線吸
収率がかなり高い患者の心臓を取り囲んでいるため生じ
る。Ｘ線画像のダイナミックレンジを着目領域のコント
ラストにできる限り一致させるために、例えば、Ｘ線シ
ャッターの形であるＸ線吸収フィルタが、Ｘ線源とＸ線
検出器との間に設けられる。Ｘ線シャッターは、患者の
解剖学組織の中で比較的透過性のある部分をＸ線から保
護するようＸ線ビームの一部分を遮る場所に設けられ
る。かかるＸ線シャッターの使用によりＸ線画像を形成
するため患者に照射されるＸ線被放射量は減少する。そ
の上、Ｘ線検査装置の操作者に不本意ながら照射される
Ｘ線被放射量は、Ｘ線シャッターの使用により減少す
る。Ｘ線画像で、Ｘ線シャッターは、著しく吸収率の高
い領域に見える。従って、検査用放射線医療で屡々使用
される反転画像において、Ｘ線シャッターは、医学的な
情報を混乱させる明るい領域に見える。更に、Ｘ線照射
により生成された複数の画像がＸ線フィルムのようなハ
ードコピー上に集められる場合、Ｘ線シャッターに対応
する領域がその画像に含まれるならば、Ｘ線フィルムの
面積のかなりの部分が無駄に使用される。従って、Ｘ線
ビームを使って対象物を照射し、Ｘ線源とＸ線検出器と
の間に設けられたＸ線吸収フィルタを利用する引用文献
による画像の形成は、幾つかの欠点と不利益を伴う。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】従って、本発明は、Ｘ
線吸収フィルタに対応する画像中の領域がＸ線照射によ
り作成される画像の質に与える有害な影響を低減する画
像処理方法の提供を目的とする。本発明の更なる目的
は、Ｘ線吸収フィルタに対応する画像部分を選択的に処
理する前に、Ｘ線吸収フィルタに対応する部分を確認す
る画像処理方法を提供することである。
【０００４】また、本発明は、Ｘ線吸収フィルタ装置に
対応する部分を含むＸ線画像化により形成された画像を
処理し、本発明の画像処理方法を実行するよう配置され
た画像処理装置の提供を目的とする。更に、本発明は、
Ｘ線検出器と、Ｘ線検出器上にＸ線画像を形成するよう
対象物を照射するＸ線源との間にＸ線吸収フィルタを有
し、本発明の画像処理方法を実行するよう配置されたＸ
線検査装置の提供を目的とする。
【０００５】
【課題を解決するための手段】上記の主たる目的は、Ｘ
線画像化により形成されＸ線吸収フィルタに対応する部
分を含む画像を処理する画像処理方法であって、上記部
分を選択的に処理して画像を変更することを特徴とする
本発明の画像処理方法により実現される。本発明の画像
処理方法により、Ｘ線吸収フィルタ、即ち、例えば、Ｘ
線シャッター領域(shutter-area)に対応するＸ線画像の
部分は、例えば、その部分を画像から除去することによ
り変更されるので、Ｘ線シャッター領域として画像に表
われるＸ線吸収フィルタに対応する部分の特徴を際立た
せるような有害な影響の見られない処理された画像が得
られる。そこで、処理された画像中には、Ｘ線シャッタ
ー領域に対応する部分は存在しない。その上、Ｘ線シャ
ッター領域の画素値は、所定の濃淡レベルに設定しても
良く、又は、目立たない均一の色彩値が与えられる。従
って、処理された画像において、Ｘ線シャッター領域に
対応する部分は、目立たない濃淡調、或いは、目立たな
い色彩の領域として現われるので、処理された画像は、
関係する画像情報だけを含む。
【０００６】本発明による画像処理方法の好ましい一実
現手段は、エッジと画像の周辺部との間の画像の一部分
として上記の部分を選択するため上記の部分のエッジを
決定することよりなることを特徴とする。Ｘ線吸収フィ
ルタにより吸収されるＸ線ビームの断面は、被検査患者
の複雑な解剖学組織的構造に対応する複雑な形状を有す
る可能性がある。従って、上記のフィルタに対応する画
像の部分を形成する領域、即ち、Ｘ線シャッターにより
Ｘ線が吸収された画像の領域に対応する画像部分を形成
する領域の位置を事前に知り、或いは、予測することは
困難であり、かつ、屡々全く不可能である。本発明によ
れば、対象物の照射に利用されるＸ線検査装置、及び／
又は、その調節装置に依存することなく実行される画像
処理方法が提供される。更に、Ｘ線検査装置と別個に画
像を処理することが屡々必要とされる。Ｘ線シャッター
の位置、及び／又は、調節に関わるすべての情報が失わ
れる。
【０００７】対象物のＸ線照射により形成される画像に
おいて、１乃至数台のＸ線シャッターは、吸収率が低く
医学的見地から重要ではない部分で過剰な照射を防ぐた
めに利用される。かかるＸ線シャッターは、例外なく、
Ｘ線ビームのエッジからその中心に向かってＸ線ビーム
内に挿入される。従って、Ｘ線シャッターエッジ(shutt
er-edge)の位置が決定されたならば、そのエッジから画
像の周辺部に向かう画像の全領域は、Ｘ線シャッター領
域、即ち、吸収フィルタによりＸ線放射が吸収された画
像の領域であることは確実である。
【０００８】Ｘ線シャッター領域のエッジの位置が決定
されると、Ｘ線シャッター領域の画像情報を除去する
か、或いは、Ｘ線シャッターエッジの周辺の領域の画素
値を所定の濃淡レベル、又は、際立つことのない色彩値
に設定することによって、Ｘ線シャッター領域をより単
純な形に変換して、Ｘ線シャッター領域が除去される処
理された画像が得られる。本発明の画像処理方法により
Ｘ線シャッター領域が画像から除去され、及び／又は、
シャッター領域の画素値が所定の濃淡レベル又は色彩値
に設定されるので、Ｘ線シャッター領域に際立つ特徴を
含まない処理された画像が得られる。従って、Ｘ線シャ
ッター領域に対応する処理された画像領域は、際立たな
い濃淡調又は目立たない色彩の部分として表わされるの
で、処理されたデータは、関連する画像情報だけを含
む。
【０００９】本発明による画像処理方法の望ましい一実
現手段は、その処理が画像から上記部分の少なくとも一
部を除去することよりなることを特徴とする。Ｘ線シャ
ッター領域を形成する一部分の部分を除去することの特
別な利点は、一群の処理された画像が、例えば、Ｘ線フ
ィルムのようなハードコピー上に集められるとき得られ
る。重要ではないＸ線シャッター領域が除去されると、
Ｘ線フィルム上に必要とされるスペースが小さくなるの
で、同じ面積のＸ線フィルム上により多くの画像を集め
ることが可能である。
【００１０】本発明による画像処理方法の更なる望まし
い一実現手段は、その処理が実質的に均一の値を画素に
割り当てることよりなることを特徴とする。画像中の上
記の部分は、医学的に重要な情報を含まないＸ線シャッ
ター領域を均一の濃淡調又は目立たない色彩の部分に変
換することによって際立たなくなる。従って、処理され
た画像は、Ｘ線シャッター領域に注意を逸らされること
なく画像に含まれる医学情報に容易に注意を集中させ得
る医者の診断に適する。
【００１１】本発明による画像処理方法の更なる望まし
い一実現手段は、上記エッジ検出が、画像の中心に向け
より高い輝度を有し、画像の周辺部に向けより低い輝度
を有する画像の遷移点の群を選択する分類段階と、上記
エッジを表現し、上記遷移点の群を通る曲線を当てはめ
る曲線当てはめ段階とよりなることを特徴とする。Ｘ線
シャッター領域のエッジに存在する画像の遷移点の輝度
は、画像の中心に向け高く、画像の周辺に向け低い。画
像の各エッジに対して多数の遷移点が決定され、夫々の
Ｘ線シャッターエッジに対する遷移点の群に分類され
る。夫々のＸ線シャッター領域のエッジの表現は、各群
に対して曲線当てはめ法を実行することにより得られ
る。これにより、画像のＸ線シャッターを表現する一或
いは多数の曲線が得られる。
【００１２】本発明による画像処理方法の更なる望まし
い一実現手段は、分類段階が、画像の周辺部から延在す
る着目領域を選択する領域選択段階と、着目領域を区画
に分割する分割段階と、遷移点に加重を割り当てる加重
割り当て段階とよりなり、一の遷移点の加重は遷移点の
周囲の画像特徴に依存し、一の遷移点の加重は遷移点と
周辺部の距離に減少的に依存することを特徴とする。
【００１３】Ｘ線照射により形成される画像において、
Ｘ線シャッター領域は、Ｘ線照射中にＸ線シャッターが
Ｘ線ビームの周辺からＸ線ビームに挿入されるので、画
像の周辺部から延在することが従来より知られている。
従って、画像の既知の幾何学的位相（トポロジー）に基
づく遷移点の分類が有効である。Ｘ線シャッターエッジ
を表現する遷移点の群は、画像の周辺部から延在する着
目領域内の遷移点を含む。Ｘ線シャッターエッジである
画像中の点の特徴として、輝度遷移を必要とするが、こ
れだけでは充分ではない。遷移点の検出は、着目領域を
区画、殊に、細長い小区画に分割することにより行われ
る。次いで、輝度値が細長い小区画の長手方向の軸に垂
直な方向に平均化される。最後に、輝度遷移を有する一
乃至数個の点が各区画において決定される。各区画にお
いて、画像の周辺部に最も近接する輝度遷移点は、Ｘ線
シャッターエッジの候補である可能性が最も高い。これ
は、問題の輝度遷移点と画像の周辺部との間の距離に応
じて減少する加重係数を各区画で検出された輝度遷移点
に割り当てることによって実施される。
【００１４】本発明による画像処理方法の更なる望まし
い一実現手段は、分類段階が、一区画内の遷移点の位置
に関する第１の評価値を決定する第１の評価段階と、第
１の評価値から遷移点を決定する高精度化段階とよりな
ることを特徴とする。処理速度は、空間周波数変動の小
さい輝度値だけを有する画像成分に基づいて、遷移点に
対する第１の評価を実行することにより改善する。かか
る成分は、画像の輝度値の局所的な空間的平均化を行う
ことにより得られる。遷移点に対する第１の評価値が得
られた後、この遷移点の位置は、第１の評価値の近傍の
画像の輝度値を考慮することで、さらに高精度に決定す
ることが可能である。従って、実質的な輝度遷移のない
画像の領域中の遷移点の無駄な探索をかなり回避するこ
とができる。
【００１５】本発明による画像処理方法の更なる望まし
い一実現手段は、加重割り当て段階が、画像の粗度の計
算と、遷移の大きさの計算と、夫々の遷移点に対する画
像の粗度と遷移の大きさとに依存する加重の計算とより
なることを特徴とする。Ｘ線シャッターエッジに係わる
輝度遷移は、これらの遷移点の周囲の画像特徴を考慮す
ることにより、例えば、解剖学組織的構造に係わる輝度
遷移と識別される。画像の粗度は、例えば、輝度値の統
計的分散、或いは、画素と画素が所定の距離の画像で離
間する画素の画素値の差の最大値として定められる。Ｘ
線シャッターに起因する画像中の低輝度領域での画像の
粗度は、かなり小さいことが経験的に知られている。ま
た、Ｘ線シャッターエッジに起因する遷移の大きさは、
解剖学組織的構造に起因する輝度遷移よりも大きい。従
って、Ｘ線シャッターエッジに係わる輝度遷移の選択
は、上記の画像特徴に依存して輝度遷移の加重係数が定
められるならば、かなり有効に行われる。この依存性に
より、Ｘ線シャッターエッジを示す画像特徴を含む輝度
遷移に関連する加重係数の方に、より大きな値が与えら
れる。一区画内には幾つかの遷移点が存在する可能性が
あるので、画像の周辺部により近い遷移点が、画像の中
心により近い遷移点に対する画像の粗度を増加させる。
従って、区画内の遷移点に対する加重係数に関して、遷
移点と画像の周辺部の距離に伴って減少する依存性が得
られる。
【００１６】本発明による画像処理方法の更なる望まし
い一実現手段は、加重割り当て段階が、夫々の遷移点近
傍の輝度値の１次及び２次の空間導関数を計算し、輝度
遷移の位置を遷移点として選択するよう、輝度遷移に伴
う１次導関数係数の最大値と、輝度遷移の周辺部側での
２次導関数係数の最大値との実質的な同時発生を利用
し、同時発生に基づいて上記加重を割り当てることより
なることを特徴とする。
【００１７】Ｘ線シャッターエッジに起因する輝度遷移
には、例えば、解剖学組織的構造又はビネット(vignett
ing)に起因する輝度遷移からＸ線シャッターエッジを識
別する特定の画像特徴が含まれる。Ｘ線シャッターエッ
ジの輝度遷移は、画像中の輝度遷移の近傍に輝度値の１
次空間導関数の最大値を有し、画像中の輝度遷移の僅か
に周辺に輝度値の２次空間導関数係数の最大値を有す
る。この特徴は、１次導関数の最大値には実質的な値を
有することなく、かつ、遷移点の僅かに周辺に２次空間
導関数係数の最大値を有することのない遷移点に小さな
加重係数を割り当てることにより遷移点の選択に利用さ
れる。
【００１８】本発明による画像処理方法の更なる望まし
い一実現手段は、加重割り当て段階が、夫々の遷移点の
周囲で輝度値の１次空間導関数を計算し、遷移点に関し
て中心側で画素の夫々の平均輝度値を計算し、夫々の１
次空間導関数と夫々の平均輝度値との夫々の比を計算
し、上記比に基づいて加重を割り当てることよりなるこ
とを特徴とする。
【００１９】Ｘ線シャッターエッジは、解剖学組織的構
造に起因するコントラストよりも大きな輝度遷移を画像
に生じる。画像内でＸ線シャッターエッジを解剖学組織
的構造から識別するもう一つの方法は、遷移点で画像の
中心に向かう方向で輝度値の勾配を考慮することよりな
る。このような勾配の値は、遷移点と画像の周辺部との
間の平均輝度に実質的に関連する。この勾配はかなり強
く、平均輝度が高い場合、遷移点は、Ｘ線シャッターエ
ッジに相当する可能性がかなり高い。遷移点に対する加
重は、上記勾配と上記平均の比に応じて定められ、遷移
点がＸ線シャッターエッジに相当する可能性がある場
合、大きな加重が割り当てられる。
【００２０】本発明による画像処理方法の更なる望まし
い一実現手段は、加重割り当て段階の次に、区画内で最
大の加重を有する遷移点を選択し、選択された群に上記
選択された遷移点だけを保持する点選択段階を有するこ
とを特徴とする。この画像処理方法の処理速度は、でき
る限り少ない遷移点だけを保持することによって増大す
る。保持される遷移点は、解剖学組織的構造を表わすの
ではなく、できる限りＸ線シャッターエッジに係わるこ
とが望ましい。このような遷移点は、区画の遷移点を夫
々の加重に基づいて分類し、区画内で最大の加重を有す
る遷移点を各区画に保持することにより選択される。
【００２１】本発明による画像処理方法の更なる望まし
い一実現手段は、曲線当てはめ段階の次に、遷移点と、
その遷移点が含まれる群を通る当てはめられた曲線との
距離に応じて遷移点の加重に値を再度割り当てる再割り
当て段階を有し、曲線当てはめ段階は、再割り当てされ
た値を利用して再反復されることを特徴とする。解剖学
組織的構造がＸ線シャッター領域での散乱放射により可
視化される場合、Ｘ線シャッター領域内の遷移点は、点
選択段階で選択されても良い。曲線当てはめ段階を確実
に行うことにより、選択された点間の距離が著しく離れ
た曲線が生成されても良い。これは、解剖学組織的構造
が、略直線状のＸ線シャッターエッジよりも複雑な構造
であることに起因する。例えば、上記の散乱放射で誘起
される画像の構造がＸ線シャッターエッジに誤認される
ことを防止するため、遷移点の加重係数は上記の距離に
基づいて小さくされる。当てはめられた曲線に近接する
遷移点は、実際にＸ線シャッターエッジである可能性が
より高く；従って、上記の可能性に従って次の反復段階
が実行される前に、遷移点の加重係数が適合される。こ
の反復は、反復の起動用の適切なデータセットが以下の
如く選ばれるので、殊に効果的に実行される。各区画に
対して、区画内の遷移点の中からピーク点が選択され
る。ピーク点は、ピーク点と、所定数の近傍変位点との
平均距離が最小である遷移点であり；５個の近傍変位点
の選択が、ピーク点の決定に極めて適切であることが経
験的に分かっている。Ｘ線シャッターエッジを表わす曲
線に対する第１の評価値は、各々の区画のピーク点を接
続する曲線であると想定される。
【００２２】本発明による画像処理方法の望ましい一実
現手段は、エッジ決定段階の次に、決定されたエッジに
対する信頼性パラメータを計算し、信頼性パラメータと
所定の閾値レベルとを比較することよりなるエッジ照合
段階を有することを特徴とする。照射中にＸ線シャッタ
ーが利用されなかった場合でさえ、本発明による画像処
理方法は、Ｘ線シャッターエッジに相当すると認められ
る曲線を生成することがある。かかる場合、解剖学組織
的構造がＸ線シャッターに誤認されることがある。エッ
ジ照合段階は、このような誤りを避けるために実行され
る。解剖学組織的構造は、Ｘ線シャッターがかなり直線
的な曲線を形成する点で、Ｘ線シャッターエッジとは異
なる。複数の直線的な曲線は、Ｘ線吸収フィルタを通過
するＸ線ビーム部の、恐らくは複雑な、外周を構成す
る。その上、画像の一の周辺部から延在する着目領域で
検出された曲線は、実際にＸ線シャッターエッジを表わ
すので、非常に多くの場合に別のＸ線シャッターエッジ
が、画像の反対側から延在する着目領域内に存在する。
所定数の遷移点の平均距離によって、曲線の直線性の定
量的な尺度が得られる。上記の平均距離の逆数は、信頼
性パラメータとして利用される。かかる信頼性パラメー
タの値が所定の閾値よりも小さい場合、検出された曲線
は、Ｘ線シャッターエッジには確実に無関係であること
が決定され、この曲線の周辺領域は、その領域内の画素
値が変えられることなくそのままで縮小される。信頼性
パラメータの値が、その閾値よりも大きい場合、反対側
の着目領域にＸ線シャッターエッジが存在するかどうか
が照合される。反対側のＸ線シャッターが検出されない
場合、当てはめられた曲線は除かれ、この曲線の周辺領
域は、再び、その領域内の画素値が変えられることなく
そのままで縮小される。
【００２３】本発明による画像処理装置の更なる望まし
い一実現手段は、複数の遷移点に関して信頼性パラメー
タが計算され、信頼性パラメータを所定の基準レベルと
比較することにより、所定の基準の数よりも少ない遷移
点に対して、Ｘ線吸収フィルタに対応する部分の存在が
示される場合、エッジ照合段階は、曲線の両側にある画
素の集団の画素値を比較することにより補足されること
を特徴とする。
【００２４】曲線を当てはめるために保持される遷移点
の数が所定の基準数よりも少ない場合、Ｘ線シャッター
の有無をいずれとも決め難い状況が生ずる。そこで、本
発明によれば、曲線の両側の画素の集団の平均強度が比
較される。これらの平均強度の差が所定の基準レベルよ
りも大きい場合、曲線の両側の中で画像の中心に向け平
均強度が大きく、画像の周辺部に向け平均強度が小さい
ことは、Ｘ線シャッターが存在することに相当するの
で、Ｘ線シャッターが存在することを判定する。上記所
定の基準数は、エッジ照合段階の補足をいかなる状況に
おいても実行することができるよう、例えば、画像の全
画素数に一致するような極めて大きな値に設定しても良
い。
【００２５】計算上の負荷を低減するため、上記の平均
強度は、例えば、画像の中心に向け伸びる計算された曲
線に関して内側セグメントと、画像の周辺部に向け伸び
る外側セグメントとよりなる２本の垂直線セグメントの
如く、画像内の比較的小さな区画に対して計算しても良
い。エッジ照合の信頼性を向上するため、外側セグメン
トの画素値の２次空間導関数（ラプラシアン）の最大値
ＬMAX が決定される。この最大値が大きな値であれば、
問題になっている高精度の遷移点の周辺部側に解剖学組
織的構造が存在することが分かるので、Ｘ線シャッター
が実際に存在する可能性は低下する。
【００２６】本発明の画像処理装置の更なる一実現手段
は、複数の遷移点に関して信頼性パラメータが計算さ
れ、信頼性パラメータを所定の基準レベルと比較するこ
とにより、所定の基準の数よりも少ない遷移点に対し
て、Ｘ線吸収フィルタに対応する部分の存在が示される
場合、エッジ照合段階は、曲線と画像の周辺部の間の画
像中の画素の輝度値の１次空間導関数の大きさを決定す
ることにより補足され、導関数は曲線から画像の周辺へ
の方向で負であり、その大きさを所定の基準値と比較す
ることを特徴とする。
【００２７】曲線を当てはめるために保持される遷移点
の数が所定の基準数よりも少ない場合、Ｘ線シャッター
の存在の有無をいずれとも決め難い状況が生ずる。そこ
で、本発明によれば、曲線の両側の画素の集団に対する
強度の勾配を相互に比較する。強度、即ち、画素値は、
画像の周辺部側でＸ線シャッター領域において著しく低
下することは殆どないので、非常に大きな負の勾配によ
り、曖昧な状況においてＸ線シャッターの存在に関する
信頼性の高い試験を構成することが考えられる。従っ
て、計算された曲線の周辺部での著しい画素値の低下に
より、計算された曲線は、Ｘ線シャッターエッジを表わ
さないことが分かる。
【００２８】また、Ｘ線吸収フィルタ装置に対応する部
分を含むＸ線画像化により形成された画像を処理し、本
発明の画像処理方法を実行する本発明の画像処理装置
は、Ｘ線吸収フィルタ装置に対応する部分のエッジを決
定する装置と、その部分を選択的に処理して画像を変形
する装置とにより構成されることを特徴とする。更に、
Ｘ線検出器と、Ｘ線検出器上にＸ線画像を形成するよう
対象物を照射するＸ線源との間にＸ線吸収フィルタを有
し、本発明の画像処理方法を実行するよう配置された本
発明のＸ線検査装置は、請求項１６による画像処理装置
よりなり、Ｘ線検出器に接続された入力ポートを有する
ことを特徴とする。
【００２９】
【実施例】以下に、添付図面を参照して説明する実現手
段及び実施例により、本発明の上記及びその他の面が明
らかになり解明される。図１は、本発明による画像処理
方法を概略的に示す図である。ブロックI において、着
目領域１が選択され、ここで、Ｘ線シャッターエッジの
存在が期待される。ブロックIIにおいて、着目領域１
は、区画２に分割される。区画２の各々における輝度値
に基づいて遷移点が決定され、それらの中の一つが参照
符号３により示される。さらに、加重が遷移点に割り当
てられ、曲線が遷移点全体に当てはめられ、ここで、Ｘ
線シャッターエッジである可能性のある表現を得るため
の曲線当てはめを実行する加重が使用される。ブロック
IVに当てはめられた曲線６０を示す。一旦曲線が決定さ
れると、遷移点の各々に対する加重を計算することによ
りさらなる高精度化が行われ、ここで、一の遷移点に対
する加重は、当てはめられた曲線と遷移点との距離に応
じて計算される。ブロックV で加重の再割り当てが行わ
れ、曲線当てはめ処理は、ブロックVIに示される比較段
階の制御の下で再度反復される。この反復が収束する
と、収束された曲線の信頼性が加重に基づいてブロック
VII で計算される。かくして、Ｘ線シャッターエッジは
かなり加重の大きな遷移点を有し、一方、解剖学組織的
構造は加重の小さな遷移点を有するので、解剖学組織的
構造がＸ線シャッターエッジに誤認されることは殆ど回
避される。そのために、計算された信頼性は、ブロック
VIIIで示される比較段階において、記憶手段IXから供給
される所定の閾値レベルと比較される。ブロックX で示
される最後の段階において、当てはめられた曲線の周辺
に存在するＸ線シャッター領域の画像情報が除去され
る。この除去は、Ｘ線シャッター領域のすべての画素値
を所定、或いは、選択された濃淡レベル、又は、目立た
ない色彩の値に設定することにより構成しても良い。か
くして、Ｘ線シャッター領域は、Ｘ線シャッター領域の
画像情報を除去することにより縮小される。或いは、Ｘ
線シャッター領域は、画像からＸ線シャッター領域を除
くことによっても縮小される。
【００３０】図２の（ａ）乃至（ｃ）は、Ｘ線シャッタ
ーエッジの周辺の輝度の変動と、その変動の１次及び２
次空間導関数係数の一例を示す図である。同図の（ａ）
は、Ｘ線照射により形成された画像内の直線に沿う位置
の関数で輝度値の依存性を示す図である。座標値ｘは、
画像の周辺部から画像の中心に向けて増加する。同図の
（ａ）に示す如く、輝度値Ｂは、画像の周辺部近傍では
Ｘ線シャッターが存在するので極めて小さい。Ｘ線シャ
ッターエッジを表わす位置ｘt の周辺で輝度値が大きな
値に遷移する。同図の（ｂ）は同図の（ａ）に示す輝度
変動の上記直線の方向での１次空間導関数Ｂ’（ｘ）を
示す。明らかに、Ｘ線シャッターエッジｘt において、
導関数Ｂ’は最大値を有し、輝度値の変動はＸ線シャッ
ターエッジで最も強調されることが分かる。同図の
（ｃ）は上記の直線の方向での２次導関数Ｂ”（ｘ）を
示す。同図の（ｃ）により明らかな如く、２次導関数
は、１次導関数が最大値を有する位置ｘt の近くで最大
値を有する。１次導関数の最大値と比較して、２次導関
数の最大値は、画像の周辺に近づく位置にある。画像の
周辺部に対向する側での１次導関数の最大値は、２次導
関数の最大値と同時に発生するという特徴は、周辺部に
向けて小さな輝度値を有し、中心に向けて大きな輝度値
を有する輝度遷移と、周辺部側で小さな輝度値を有し、
中心側で徐々に輝度が増加する輝度変化とを識別する。
後者の輝度変化は、実際の状況で画像のビネットに起因
して屡々発生する。
【００３１】図３は、本発明の画像処理方法による着目
領域の副領域への分割を示す概略図である。画像の左部
分に在るＸ線シャッターのシャッターエッジを探索する
ため、最初に着目領域ＲＯＩtotal １が同図に示す如く
選択される。領域ＲＯＩtotal は、画像の垂直方向での
寸法の半分に亘り、水平方向で画像の左端から中央に延
在する。かくして、コーナー部のアーティファクトは問
題にはならず、他に存在するＸ線シャッターとの競合の
危険性は少ない。右側で垂直方向、上部で水平方向、或
いは、下部で水平方向に存在する他のＸ線シャッター
は、垂直方向と水平方向、及び、上部と下部を置き換え
る領域を選択することによって、本発明に従って検出す
ることが可能である。次いで、例えば、２５６×２５６
画素よりなる領域ＲＯＩtotal は、細長い小区画ＲＯＩ
sub に分割され、例えば、２５６×３２画素よりなるそ
の中の一つを図示する。小区画の各々に対して、画素値
が垂直方向に平均化され、即ち、現在処理されている小
区画の長手方向の２５６の位置の各々に、同じ水平位置
を有する３２個の画素値の平均が割り当てられる。これ
により、例えば、図２の（ａ）に示す如く、現在の小区
画の伸びる方向に沿う（平均）輝度の依存関係が得られ
る。
【００３２】図４の（ａ）は、Ｘ線照射により形成され
た画像中のＸ線シャッターエッジの検出を概略的に説明
する図である。同図の（ａ）は、骨１０と、動脈１１
と、カテーテル１２のような種々の解剖学組織的構造を
扱うＸ線照射により形成された画像を示す。その上、図
３の小区画２と同様の幾つかの細長い小区画２１、２２
及び２３が示される。小区画の各々において、幾つかの
輝度遷移が生じる。これらの輝度遷移は、解剖学組織的
構造又はＸ線シャッターの何れかに起因する。例えば、
小区画２１において、画像の周辺部側に進むとき、位置
３１で輝度は大きい値から小さな値に遷移し、位置３２
で輝度Ｂはより大きな値に増加し、最後に位置３３で、
輝度は再び著しく小さな値に降下する。従って、位置３
１及び３３の両方の輝度遷移は、図２の（ａ）乃至
（ｃ）を参照して説明した如く、空間導関数Ｂ’及び
Ｂ”の夫々の最大値と同時に生じる。一方、位置３２に
おける輝度遷移は、Ｂ’の最小値と同時に生じるので、
位置３１と３３での遷移だけが、夫々に探索中のＸ線シ
ャッター位置の候補に見なされる。位置３１での遷移
は、周辺部により近い位置３３で他の遷移と同時に生じ
るので、位置３１の方に小さな加重係数が割り当てら
れ、位置３３の方に大きな加重係数が割り当てられる。
【００３３】同様に、その各々が位置４１、４２、４３
と位置５１、５２、５３夫々において輝度遷移を有する
更なる２つの小区画２２と２３を示す。これらの中で、
位置４３及び５３での遷移に大きな加重係数の値が割り
当てられる。従来の曲線当てはめ法により、位置（３
１，３３，４１，４３，５１，５３）により形成される
遷移点の群を通る曲線６０が描かれる。曲線６０は左側
のＸ線シャッターのＸ線シャッターエッジの有望な評価
値である。
【００３４】Ｘ線シャッターエッジを表わす当てはめら
れた曲線の精度は、反復法により向上する。評価値が得
られた後、現在の割り当てられた曲線を得るため利用さ
れた位置に加重係数が再割り当てされる。この処理は、
各々の区画でピーク点を決定し、当該Ｘ線シャッターエ
ッジを表わす曲線の第１の評価値としてこのピーク点を
接続する曲線を選択することから始まる。ピーク点は、
所定数の近傍遷移点とその点との平均距離が最小になる
遷移点であり；５つの近傍遷移点を選択することが、ピ
ーク点の検出に最も適することが経験的に明らかにされ
た。加重係数を再割り当てする場合、それらの位置と現
在の当てはめられた曲線との距離は、例えば、ガウシア
ン加重関数を利用して、現在の当てはめられた曲線に近
接する位置に、現在の当てはめられた曲線からもっと離
れた位置よりも大きな加重係数が与えられるよう考慮さ
れる。次いで、新しく割り当てられる加重係数値に基づ
いて、Ｘ線シャッターエッジに存在する可能性の最も高
い位置を再び選択し、この新しい加重係数を利用して曲
線当てはめが実行される。
【００３５】本発明による画像処理方法の信頼性の更な
る改良は、遷移点、即ち、被推定Ｘ線シャッターエッジ
の周囲の画像特徴を考慮することにより実現される。輝
度遷移の第１の特徴パラメータは、画像の周辺部側の遷
移で平均化された輝度と、画像の中心側の遷移で平均化
された輝度との差によって定められる遷移の大きさであ
る。この平均化は、例えば、当該遷移の関連する側で所
定の画素数に亘って行われる。
【００３６】第２の特徴パラメータは、当該輝度遷移の
周辺部側での画像の粗度である。実際の状況において、
Ｘ線シャッターは、Ｘ線シャッター領域内に構造が殆ど
存在しない点で、解剖学組織的構造とは違って見え；こ
れは、当該画像の領域内の輝度値の統計的分散として定
められる画像の粗度により定量化される。粗度を定量化
する興味ある別の方法は、局所的な輝度値と３近傍画素
位置全体で作られる連続平均との差と見なされる輝度の
２次空間導関数に基づいて実現される。ここで、粗度は
当該画像の領域内の２次空間導関数全体の平均の逆数と
して定量的に定められる。小さな粗度の値は、画像構造
を殆ど含まない画像の領域に対応するので、Ｘ線シャッ
ター領域である可能性が高い。その上、本発明による画
像処理方法は、ここで、Ｘ線シャッターエッジの候補と
して認定された位置に割り当てられた加重係数が、当該
候補の周辺部の画像の領域内の粗度の関数の形で減少す
る点で改良される。
【００３７】画像中の全てのＸ線シャッターエッジが決
定された後、Ｘ線シャッターエッジに対応する全ての曲
線の周辺部側の画像領域内の画像情報は、画像から除去
されるので、適切な医学情報だけを含む処理された画像
が得られる。特に、本発明により定められる如く、Ｘ線
シャッターに対応する領域において、全画素は同じ値に
設定され；かくして、Ｘ線シャッター領域は空白にされ
る。図４の（ｂ）は、同図の（ａ）に示す画像から得ら
れた処理された画像を示す。
【００３８】上記の処理された画像は、画像を検査する
際に、目立つ部分を含まないことを利点とする。その
上、本発明により処理された複数の画像が、例えば、ハ
ードコピーの如く、フィルム上に作成される場合、ハー
ドコピーの材料がより経済的に使用されるという利点が
得られる。図５は本発明による画像処理を実行する装置
からなるＸ線検査装置を概略的に示す図である。Ｘ線源
１０１は、画像を搬送するＸ線ビームを形成するよう対
象物１０２を照射するために設けられる。Ｘ線照射によ
り発生する画像は、Ｘ線検出器１０４と画像読み出し装
置１０５とにより形成され、画像メモリ１０６に供給さ
れる。画像処理装置１０７は、画像メモリ１０６に格納
された画像をＸ線シャッター領域の除去された処理され
た画像に変換するため利用される。処理された画像は、
表示装置のモニタ画面上への表示、ハードコピーの作
成、或いは、記録のような更なる処理のために画像バッ
ファ回路１０８に供給される。
【００３９】以下に、画像処理装置１０７を更に詳細に
説明する。セレクター１１１は、Ｘ線シャッターエッジ
の検出が行われるべき着目領域ＲＯＩtotal を選択す
る。分割器１１２により、着目領域は、細長い小区画Ｒ
ＯＩsub に分割される。セレクター１１１と分割器１１
２は、一のＸ線シャッターエッジを決定するために細長
い小区画を順次に選択し、種々のＸ線シャッターエッジ
を決定するために着目領域を順次に選択するための反復
器１１４により制御される。細長い小区画内の画素の輝
度値は当該細長い小区画の横方向に沿って平均化され、
細長い小区画の長手方向に沿った画像情報を表わす１次
元の輝度分布が、平均化器１１３により作成される。１
次元輝度分布の１次及び２次導関数係数が導関数器１１
５と１１６の夫々により計算される。比較器１１７によ
り、導関数器の出力からＸ線シャッターエッジ位置の候
補位置が決定される。Ｘ線シャッターエッジの候補位置
に、重み付け手段１１８により加重係数が割り当てられ
る。この加重係数は、重み付け手段１１８により計算さ
れる。そのために、当該位置における輝度遷移の大きさ
が減算器１１９により計算され；当該輝度遷移に付随す
る粗度が評価器１２０により計算される。順次の細長い
小区画内のＸ線シャッターの候補位置の全体に対して、
付随する加重係数を利用して、Ｘ線シャッター位置が選
択され、曲線当てはめ器１２１により曲線が当てはめら
れる。選択された位置に合致する曲線を作成するのに加
え、曲線当てはめ器は、夫々の選択された点と当てはめ
られた曲線との距離に応じて更新された加重係数を計算
する。反復器１１４の制御の下、Ｘ線シャッターの候補
位置の選択と、順次の曲線当てはめが、Ｘ線シャッター
エッジの有望な近似である曲線に関してより信頼性の高
い結果を得るために、繰り返し行われる。反復の収束後
に検出された曲線は、上記の曲線が実際にＸ線シャッタ
ーエッジを表わすかどうかを照合する照合手段１２２に
供給される。照合手段は、所定の数の遷移点から当該曲
線までの平均距離を計算する計算ユニットよりなる。特
に、当該曲線までの距離が最も短い５つの遷移点が選択
される。更に、照合手段は、当該曲線に関して、画像の
着目領域の反対側にＸ線シャッターエッジが存在するか
どうかを確認する検出手段を有する。画像メモリ１０６
に格納された画像内に存在する種々のＸ線シャッターエ
ッジを近似する曲線の照合に続いて、上記いずれかのシ
ャッターエッジの周辺部側にある画像の部分は、除去器
１２３により除去され、かくして得られる処理された画
像は、画像バッファ回路１０８に供給される。
【００４０】本発明によるＸ線検査装置において、画像
処理装置の機能は、適切にプログラムされたコンピュー
タ、或いは、上記の機能を実行するよう配置された回路
手段を有する専用処理装置により実行し得ることに注意
が必要である。図６は、本発明による画像処理方法の更
なる一実現手段を概略的に説明する図である。ブロック
Ａにおいて、遷移点の粗い検出が行われる。この画像処
理方法のフェーズにおいて、例えば、５１２×５１２の
画素を有する全画像は、例えば、水平方向及び垂直方向
で８点の中から１点を取り出して６４×６４画素に副次
標本化される。かくして計算負荷は、遷移点の位置精度
の低下を代償にして著しく低減される。精度は、次の画
像処理過程、即ち、ブロックＢにおいて、復元される。
次の計算段階が行われる。副次標本された画像は、直線
的な垂直方向カーネルを使用して平滑化される。これ
は、副次標本された画像内の近傍画素の画素値を各画素
値に加えることにより行われる。この方法により、鋭い
水平方向の遷移は保持され、一方、垂直方向の遷移は滑
らかにされる。
【００４１】次いで、副次標本された６４行の画像の中
から９行が区画として選択される。Ｘ線シャッターエッ
ジ上に存在する遷移点の系統的な探索が次に行われる。
そのために、各行において、上記の平均が計算された画
素と、画像の周辺との間に存在する４画素の強度の合計
を採ることにより、遷移点と画像の周辺部との間に存在
する画素の平均画素値が評価される。次に、画像の周辺
部に直交する方向の画素値の勾配の成分が、上記区画内
で連続する点の間の差を計算することにより評価され
る。
【００４２】ブロックＢにおける遷移点の正確な配置を
説明する。ブロックＡにおいて行われるフェーズより、
９個の粗く配置された遷移点が与えられる。ブロックＢ
のフェーズは、５１２×５１２の画像における遷移点の
配置の高精度化を目的とする。上記の９個の遷移点の各
々の周囲で局所的に、例えば、１７画素、即ち、当該遷
移点の両側に８個の画素からなる同一区画内の近傍が探
索される。局所的な探索は、当該遷移点に隣接する画素
値を上記周辺部に平行な方向で加算することにより、上
記画像の周辺部に平行な方向で平滑化することよりな
る。次いで、上記周辺部と当該遷移点との間に存在する
４画素の４画素値の合計が計算され、ここで、その合計
は、上記の周辺部に向かう平均輝度を表わす。この周辺
部に直交する方向での勾配は、当該遷移点と、上記遷移
点と画像の中心との間に存在するその近傍の２点の画素
値の差を算出することにより計算される。次に、この勾
配と上記平均との比が、各区画の遷移点の各々に対して
計算される。Ｘ線シャッターエッジである可能性がかな
り高い高精度遷移点は、上記１７画素の近傍の中で上記
比の値が最も大きな遷移点として選択される。
【００４３】ブロックＣは、曲線の当てはめ、特に、ブ
ロックＢのフェーズから与えられる高精度遷移点を通る
最良当てはめ直線を示す。上記の直線からかなり離間す
る高精度遷移点は、異常値であると見なされ、認められ
ない。或いは、遷移点は、例えば、ガウシアン重み付け
関数により、曲線への距離に応じて重み付けすることも
可能である。ブロックＣのフェーズに関する計算処理は
反復的であり；精度と計算時間の最適化との妥協点を表
わす。画像中のＸ線シャッターエッジ位置と、画像の所
定の軸に関する角度の評価は、正確である可能性が最も
高い遷移点に対する最良当てはめ直線を決定することに
より改善される。以下の説明のために、所定の軸は、画
像の垂直方向の軸に選択されるが、実現手段はかかる選
択に少しも限定されるものではない。画像の画素は、列
と行よりなる矩形マトリクッス状に配置される。最初、
Ｘ線シャッターエッジが垂直であると仮定し、Ｘ線シャ
ッターエッジの列番号は、最大の数の実質的に垂直方向
に配列された高精度遷移点を伴う高精度遷移点の列番号
であると見なす。高精度遷移点の各々に尤度数が割り当
てられる。Δｘは、垂直方向エッジから、例えば、±５
°の最大の角度で逸脱する原因となる上記の高精度遷移
点の列番号の変化の最大値であると仮定する。いずれか
一つの高精度遷移点の尤度数は、列番号の差がΔｘより
も小さい高精度遷移点の数と、列番号の差がΔｘ／２よ
りも小さい高精度遷移点の数と、列番号の差がΔｘ／４
よりも小さい高精度遷移点の数とを合計して計算され
る。Ｘ線シャッターエッジの位置は、最初、最も大きな
尤度数を有する高精度遷移点の列番号で垂直方向の直線
であると推定される。実際には、Δｘは、８画素の幅で
あるよう選択される。
【００４４】更に少ない計算負荷で処理を行い、必要と
される計算時間を減少させるため、上記のＸ線シャッタ
ーエッジの推定された位置からかなり離間して存在する
高精度遷移点は、例えば、以下のテスト規則に従って許
容されない。４以上の高精度遷移点が上記のＸ線シャッ
ターエッジの推定された位置からの距離がΔｘ／４の範
囲内に存在する場合、Δｘ／２以上の距離を有する高精
度遷移点は許容されない。このテスト規則が合致しない
場合、このテスト規則は、値Δｘを２Δｘで置換した
後、繰り返される。これらの何れの規則も合致しない場
合、即ち、上記のＸ線シャッターエッジの推定された位
置からΔｘの距離の範囲内に存在する高精度遷移点の数
が４個よりも少ない場合、Ｘ線シャッターは存在しない
と推断される。
【００４５】上記の規則の適用後に保持される高精度遷
移点は、ブロックＥで示す反復制御の下で反復法によっ
てＸ線シャッターエッジの位置をより高精度に配置する
ために利用される。Ｘ線シャッターエッジの初期の推定
位置は、最も大きな尤度数を有する列番号で垂直方向の
直線である。保持された高精度遷移点の各々に対して、
上記の垂直方向の直線までの夫々の垂直距離が計算さ
れ、この垂直距離に依存するガウシアン加重は、垂直方
向の軸に関して５°の傾きを有するＸ線シャッターに対
する極端な点に与えられる加重が１／２であるよう割り
当てられる。この加重は、他の点に対して著しく揃って
いない上記の保持された高精度遷移点の影響を減少させ
る。Ｘ線シャッターエッジの位置の新しい評価値を表わ
す直線を決定するため、従来の最小２乗平均回帰法が利
用される。反復過程において、保持された高精度遷移点
の垂直距離は、Ｘ線シャッターエッジの位置の新しい評
価値に対して再計算される。次いで、新しいガウシアン
加重は、より幅の狭いガウシアン分布が利用されている
場合に割り当てられる。これに続き、新しい最良当ては
め直線が定められ、かくして、Ｘ線シャッターエッジの
位置の評価値が改善される。
【００４６】反復的なブロックＣ及びＥのフェーズによ
り、Ｘ線シャッターエッジの位置を表わす直線が与えら
れた後、ブロックＤにより示される如く、決定フェーズ
が実行される。反復が収束した後、保持された高精度遷
移点の２乗平均距離Δｐが計算される。次に、以下の状
況が生じる可能性がある。Δｐが２．６画素よりも大き
い場合、Ｘ線シャッターは存在しないと判定される。画
像処理過程は終了する。経験的に定められた２．６画素
という値は、他の実現手段、或いは、応用では異なって
いる可能性がある。９個全ての高精度遷移点が保持さ
れ、Δｐが１．２画素よりも小さい場合、Ｘ線シャッタ
ーは存在すると判定され、画像処理過程は、引続きブロ
ックＤのフェーズで与えられる直線の周辺部側にある領
域６１を縮小する。８個の高精度遷移点だけが保持さ
れ、Δｐが０．８画素よりも小さい場合、同様にＸ線シ
ャッターは存在すると判定され、引き続いて、ブロック
ＦでＸ線シャッター領域が縮小される。上記の何れの状
況も生じない場合、Ｘ線シャッターが存在するかどうか
は曖昧であり、ブロックＤで３つの更なるテストが行わ
れる。
【００４７】このような曖昧な状況が生じる場合、１組
の高精度遷移点が前のフェーズから与えられる。計算時
間を節約するために、６４×６４の副次標本された画像
を使用して更なるテストが行われる。その一方は画像の
中心に向けて伸びる内側の線セグメントであり、もう一
方は周辺部に向けて伸びる外側の線セグメントである垂
直方向の２本の線セグメントに沿う平均の画素値が計算
される。これら２本の線セグメントの全体の長さは、Ｘ
線シャッターの評価された長さよりも僅かに短く、Ｘ線
画像倍増器の丸みを帯びた形状に合致していると考えら
れる。内側のセグメントでの平均画素値は大きく、外側
のセグメントでの平均画素値が小さいことは、Ｘ線シャ
ッターが存在することに相当する。このテストにより計
算される量は、２つの平均画素値の比Ｒr1であり、その
量は、Ｘ線シャッターの存在の有無を決めるため所定の
基準値と比較される。
【００４８】２番目のテストは、外側セグメントの画素
値の２次空間導関数（ラプラシアン）の最大値Ｌmax に
基づいている。この最大値が大きいことが検出された場
合、当該高精度遷移点の周辺部側に解剖学組織的構造が
存在することが分かるので、Ｘ線シャッターが存在する
尤度は低くなる。信頼性の高い評価基準は、比Ｒr1と、
最大値Ｌmax の線形結合Ｍである。この線形結合に含ま
れる係数は、アルゴリズムの学習に使用される画像部分
に関する統計的な認識結果を最適化する係数である。こ
の線形結合Ｍは、Ｘ線シャッターの存在の有無を決める
ため所定の基準値と比較される。
【００４９】最後の別個なテストは、曖昧な状況で利用
され、同様に誤検出されたＸ線シャッターを許めないこ
とを目的とする。この最後の別個なテストにおいて、画
像の周辺に直交する線の負の勾配の最大値は、当該高精
度遷移点と周辺部との間で計算される。この負の勾配の
最大値が所定の基準値よりも大きい場合、Ｘ線シャッタ
ーは存在しないと判定される。画素値は、Ｘ線シャッタ
ーの方向に著しく減少することは殆どないので、上記の
負の勾配の最大値は、曖昧な状況におけるＸ線シャッタ
ーの存在の有無に関する信頼性の高いテストを構成する
と考えられる。従って、計算された曲線の周辺部で著し
く減少する画素値は、計算された曲線がＸ線シャッター
エッジを表わさないことを示す。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明による画像処理方法の一つの実現手段を
概略的に説明する図である。
【図２】（ａ）及び（ｃ）はＸ線シャッターエッジの周
囲の輝度変動と、輝度変動の１次及び２次空間導関数係
数の一例を示す図である。
【図３】本発明による画像処理方法に従う着目領域の副
領域への分割を説明する図である。
【図４】（ａ）はＸ線照射により生成された画像のＸ線
シャッターエッジ検出を概略的に説明する図であり、
（ｂ）は本発明による画像処理方法を図３の（ｂ）に示
す画像に適用した結果を示す図である。
【図５】本発明による画像処理方法を実行する装置より
なるＸ線検査装置の概要を示す図である。
【図６】本発明による画像処理方法の更なる実現手段を
概略的に説明する図である。
【符号の説明】
１ 着目領域 ２ 区画 ３ 遷移点 １０ 骨 １１ 動脈 １２ カテーテル ２１，２２，２３ 小区画 ３１，３２，３３，４１，４２，４３，５１，５２，５
３ 位置 ６０ 当てはめられた曲線 ６１ 領域 １０１ Ｘ線源 １０２ 対象物 １０４ Ｘ線検出器 １０５ 画像読み出し装置 １０６ 画像メモリ １０７ 画像処理装置 １０８ 画像バッファ回路 １１１ セレクター １１２ 分割装置 １１３ 平均化装置 １１４ 反復装置 １１５，１１６ 導関数器 １１７ 比較器 １１８ 重み付け手段 １１９ 減算器 １２０ 評価器 １２１ 曲線当てはめ器 １２２ 照合手段 １２３ 除去器
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｇ０６Ｔ 9/20 7/00 7459−5Ｌ Ｇ０６Ｆ 15/70 ３３５ Ｚ 9061−5Ｌ ４６０ Ｆ (72)発明者 スティーブン ロブレト オランダ国 5621 ビーエー アインドー フェン フルーネヴァウツウェッハ １ (72)発明者 ラウル フロラン フランス国 94460 バラントン シュマ ン・デ・オネッテ １ (72)発明者 ジャック ブレタンステアン フランス国 94100 サン−モー−デ−フ ォス アブニュ・フォシュ ９−11

Claims (17)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 Ｘ線画像化により形成されＸ線吸収フィ
    ルタに対応する部分を含む画像を処理する画像処理方法
    であって、上記対応部分を選択的に処理することにより
    該画像を変更することを特徴とする画像処理方法。
  2. 【請求項２】 前記部分のエッジと前記画像の周辺部と
    の間で該画像の一部として該部分を選択するよう該部分
    の該エッジを決定することよりなる請求項１記載の画像
    処理方法。
  3. 【請求項３】 前記画像から少なくとも前記部分の一部
    を除去することよりなる請求項１又は２記載の画像処理
    方法。
  4. 【請求項４】 実質的に均一な値を前記画像の前記部分
    の画素に割り当てることよりなる請求項１記載の画像処
    理方法。
  5. 【請求項５】 エッジの検出は、前記画像の中心に向け
    より高い輝度を有し、該画像の前記周辺部に向けより低
    い輝度を有する該画像中の遷移点の群を選択する分類段
    階と、 該エッジを表わし該遷移点の群を通る曲線を当てはめる
    曲線当てはめ段階とよりなることを特徴とする請求項１
    又は２記載の画像処理方法。
  6. 【請求項６】 前記分類段階は、前記画像の周辺部から
    延在する着目領域を選択する領域選択段階と、 該着目領域を区画に分割する分割段階と、 前記遷移点に加重を割り当てる加重割り当て段階とを有
    し、ここで、一の遷移点の加重は該遷移点の周囲の画像
    特徴に依存し、一の遷移点の加重は該遷移点と該周辺部
    との距離に減少的に依存することを特徴とする請求項５
    記載の画像処理方法。
  7. 【請求項７】 前記分類段階は、区画内の遷移点の位置
    に対する第１の評価値を決定する第１の評価段階と、該
    第１の評価値から遷移点を決定する高精度化段階とより
    なる請求項５又は６記載の画像処理方法。
  8. 【請求項８】 前記加重割り当て段階は、 画像の粗度を計算し、 遷移の大きさを計算し、 夫々の遷移点に対する画像の粗度及び遷移の大きさ応じ
    た前記加重を計算することよりなる請求項６又は７記載
    の画像処理方法。
  9. 【請求項９】 前記加重割り当て段階は、夫々の遷移点
    近傍の輝度値の１次と２次の空間導関数を計算し、 前記輝度遷移の位置を遷移点として選択するよう、該輝
    度遷移に伴う該１次導関数の最大値と、該輝度遷移の前
    記周辺部側での該２次導関数の最大値との実質的な同時
    発生を利用し、該同時発生に基づいて前記加重を割り当
    てることよりなる請求項５乃至８のうちいずれか１項記
    載の画像処理方法。
  10. 【請求項１０】 前記加重割り当て段階は、 夫々の遷移点の周囲で輝度値の１次空間導関数を計算
    し、該遷移点に関して中心に向う画素の夫々の平均輝度
    値を計算し、夫々の該１次空間導関数と夫々の該平均輝
    度値との夫々の比を計算し、該比に基づいて前記加重を
    割り当てることよりなる請求項５乃至８のうちいずれか
    １項記載の画像処理方法。
  11. 【請求項１１】 前記加重割り当て段階の次に、区画内
    で最大の加重を有する遷移点を選択し、該選択された遷
    移点だけを前記選択された群に保持する点選択段階を有
    することを特徴とする請求項５乃至１０のうちいずれか
    １項記載の画像処理方法。
  12. 【請求項１２】 前記曲線当てはめ段階の次に、遷移点
    と、該遷移点が含まれる前記群を通る当てはめられた曲
    線との間の距離に応じて該遷移点の加重にある値を再度
    割り当てる再割り当て段階を有し、該曲線当てはめ段階
    は、再度割り当てられた値を利用して再反復されること
    を特徴とする請求項５乃至１１のうちいずれか１項記載
    の画像処理方法。
  13. 【請求項１３】 前記エッジの決定の次に、決定された
    エッジに対する信頼性パラメータを計算し、該信頼性パ
    ラメータを所定の閾値レベルと比較することよりなるエ
    ッジ照合段階を有することを特徴とする請求項２乃至１
    ２のうちいずれか１項記載の画像処理方法。
  14. 【請求項１４】 複数の遷移点に対して前記信頼性パラ
    メータが計算され、該信頼性パラメータと該所定の基準
    レベルとの比較が、所定の基準の数よりも少ない遷移点
    に対してＸ線吸収フィルタに対応する前記部分の存在を
    示す状況において、前記エッジ照合段階は、前記曲線の
    両側にある画素の集団の画素値を比較することにより補
    足されることを特徴とする請求項１３記載の画像処理方
    法。
  15. 【請求項１５】 複数の遷移点に対して前記信頼性パラ
    メータが計算され、該信頼性パラメータと該所定の基準
    レベルとの比較が、所定の基準の数よりも少ない遷移点
    に対してＸ線吸収フィルタに対応する前記部分の存在を
    示す状況において、前記エッジ照合段階は、前記曲線と
    前記画像の周辺部との間の画像中の画素の輝度値の１次
    空間導関数の大きさを決定することにより補足され、該
    導関数は該曲線から該画像の周辺部の方向に負であり、
    該大きさを所定の基準値と比較することを特徴とする請
    求項１３記載の画像処理方法。
  16. 【請求項１６】 Ｘ線吸収フィルタにより形成され、Ｘ
    線吸収フィルタに対応する部分のエッジを含む画像を処
    理する画像処理装置であって、 −該部分のエッジを決定する装置と、 −該部分を選択的に処理することにより該画像を変更す
    る装置とよりなること を特徴とする画像処理装置。
  17. 【請求項１７】 Ｘ線検出器と該Ｘ線検出器上にＸ線画
    像を形成するよう対象物を照射するＸ線源との間にＸ線
    吸収フィルタを有するＸ線検査装置であって、請求項１
    ６による画像処理装置よりなり、該Ｘ線検出器に接続さ
    れた入力ポートを有することを特徴とするＸ線検査装
    置。
JP6169840A 1993-07-22 1994-07-21 画像処理方法及び装置 Pending JPH07175913A (ja)

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
FR9309052 1993-07-22
FR9309052A FR2708165B1 (fr) 1993-07-22 1993-07-22 Procédé de traitement d'images numérisées en imagerie de rayons X pour détecter le bord d'une région masquée par un volet de champ.
EP93401908 1993-07-22
FR93401908:4 1993-07-22

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JPH07175913A true JPH07175913A (ja) 1995-07-14

Family

ID=26134718

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP6169840A Pending JPH07175913A (ja) 1993-07-22 1994-07-21 画像処理方法及び装置

Country Status (3)

Country Link
US (1) US5960102A (ja)
JP (1) JPH07175913A (ja)
DE (1) DE69429952T2 (ja)

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2011044016A (ja) * 2009-08-21 2011-03-03 Olympus Corp 三次元細胞画像解析装置
JP2016063876A (ja) * 2014-09-22 2016-04-28 国立研究開発法人放射線医学総合研究所 画像処理装置
JP2019037795A (ja) * 2018-10-11 2019-03-14 国立研究開発法人量子科学技術研究開発機構 画像処理装置、放射線治療装置及びプログラム

Families Citing this family (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE69837480T2 (de) * 1997-02-20 2007-12-06 Picker Medical Systems, Ltd. Dynamische echtzeit-bildrekonstruktion
JP3923131B2 (ja) * 1997-03-31 2007-05-30 富士フイルム株式会社 放射線画像の照射野認識方法および装置、並びに黒化処理方法および装置
US6853740B1 (en) * 1998-04-07 2005-02-08 Canon Kabushiki Kaisha Image processing method apparatus and storage medium for recognition of irradiation area
DE19919849A1 (de) * 1999-04-30 2000-11-16 Philips Corp Intellectual Pty Röntgeneinrichtung mit Detektion von Blendenplattenkanten
US7289154B2 (en) * 2000-05-10 2007-10-30 Eastman Kodak Company Digital image processing method and apparatus for brightness adjustment of digital images
JP3537135B2 (ja) * 2000-12-22 2004-06-14 三菱スペース・ソフトウエア株式会社 帯入り画像の胸部領域切り出し方法と装置
WO2003019469A2 (en) * 2001-08-29 2003-03-06 Koninklijke Philips Electronics N.V. Method, x-ray device and computer program for enhancing the quality of a radiographic image for medical purposes
JP3697233B2 (ja) * 2002-04-03 2005-09-21 キヤノン株式会社 放射線画像処理方法及び放射線画像処理装置
DE10313510B4 (de) * 2003-03-25 2007-01-11 Siemens Ag Rechnergestütztes Ermittlungsverfahren für von einer Blende in einem Bild hervorgerufene Blendenkanten, hiermit korrespondierender Datenträger und hiermit korrespondierender Rechner
SG115540A1 (en) * 2003-05-17 2005-10-28 St Microelectronics Asia An edge enhancement process and system
FR2903211B1 (fr) * 2006-06-30 2009-03-06 Gen Electric Procedes et dispositifs de correction d'une mammographie a implant et de segmentation d'un implant
CN101726256B (zh) * 2008-10-27 2012-03-28 鸿富锦精密工业（深圳）有限公司 从影像轮廓中搜寻拐点的计算机系统及方法
US20130134332A1 (en) * 2009-04-17 2013-05-30 University Hospitals Of Cleveland Shield and method for using same
JP5804340B2 (ja) * 2010-06-10 2015-11-04 株式会社島津製作所 放射線画像領域抽出装置、放射線画像領域抽出プログラム、放射線撮影装置および放射線画像領域抽出方法
DE102011080180B4 (de) * 2011-08-01 2013-05-02 Sirona Dental Systems Gmbh Verfahren zur Registrierung mehrerer dreidimensionaler Aufnahmen eines dentalen Objektes
US9295423B2 (en) * 2013-04-03 2016-03-29 Toshiba America Electronic Components, Inc. System and method for audio kymographic diagnostics
JP6225690B2 (ja) * 2013-12-18 2017-11-08 コニカミノルタ株式会社 断層画像生成システム
KR101583947B1 (ko) * 2014-06-20 2016-01-08 현대자동차주식회사 영상 내 안개 제거 장치 및 그 방법
US20180049711A1 (en) * 2016-08-19 2018-02-22 Whale Imaging, Inc. Method of panoramic imaging with a dual plane fluoroscopy system

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2561516B1 (fr) * 1984-03-20 1988-03-04 Thomson Cgr Installation de radiologie a filtre compensateur
US4851984A (en) * 1987-08-03 1989-07-25 University Of Chicago Method and system for localization of inter-rib spaces and automated lung texture analysis in digital chest radiographs
DE3876574D1 (de) * 1987-09-28 1993-01-21 Siemens Ag Roentgendiagnostikeinrichtung.
EP0523771B1 (en) * 1991-07-15 1998-01-21 Agfa-Gevaert N.V. Processing method in radiation image recording systems
US5282254A (en) * 1992-06-29 1994-01-25 Siemens Corporate Research, Inc. Method for locating an edge portion of an aperture in a filter member in X-ray fluoroscopy apparatus

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2011044016A (ja) * 2009-08-21 2011-03-03 Olympus Corp 三次元細胞画像解析装置
JP2016063876A (ja) * 2014-09-22 2016-04-28 国立研究開発法人放射線医学総合研究所 画像処理装置
JP2019037795A (ja) * 2018-10-11 2019-03-14 国立研究開発法人量子科学技術研究開発機構 画像処理装置、放射線治療装置及びプログラム

Also Published As

Publication number Publication date
DE69429952T2 (de) 2002-10-24
US5960102A (en) 1999-09-28
DE69429952D1 (de) 2002-04-04

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JPH07175913A (ja) 画像処理方法及び装置
US5638458A (en) Automated method and system for the detection of gross abnormalities and asymmetries in chest images
EP2916738B1 (en) Lung, lobe, and fissure imaging systems and methods
US7676257B2 (en) Method and apparatus for segmenting structure in CT angiography
US5680471A (en) Image processing apparatus and method
US5956435A (en) Automatic analysis of two different images of the same object
JP5643304B2 (ja) 胸部トモシンセシスイメージングにおけるコンピュータ支援肺結節検出システムおよび方法並びに肺画像セグメント化システムおよび方法
US6101238A (en) System for generating a compound x-ray image for diagnosis
JP4785371B2 (ja) 動的制約を用いる多次元構造の抽出方法及びシステム
US9659390B2 (en) Tomosynthesis reconstruction with rib suppression
US8009892B2 (en) X-ray image processing system
EP2891455B1 (en) Radiation tomographic image-generating apparatus and radiation tomographic image-generating method
US9036769B2 (en) Radio tomographic image generation method and device
JP2014064941A (ja) 医療用途のデジタルｘ線画像の明るさレベルを計算する方法
US8913817B2 (en) Rib suppression in radiographic images
JPH11276462A (ja) 画像収集中にｘ線イメ―ジングシステムのコリメ―タを自動設定する方法、およびｘ線イメ―ジングシステム
US9269139B2 (en) Rib suppression in radiographic images
JPH10323347A (ja) 対象と対象の３次元表現との間の変換を決定する方法及びその装置
US7593762B2 (en) System and method for automatically segmenting bones in computed tomography angiography data
US6353674B1 (en) Method of segmenting a radiation image into direct exposure area and diagnostically relevant area
CN112102282A (zh) 一种基于Mask RCNN的医学图像中不同节数腰椎的自动识别方法
JP2003047606A (ja) Ｘ線源の放射線量を調節する装置及び方法
CN111415356A (zh) 肺炎征象的分割方法、装置、介质及电子设备
US6118892A (en) Method for automatic detection of region of interest for digital x-ray detectors using a filtered histogram
EP0635804B1 (en) Image processing method and device for performing that method

Legal Events

Date Code Title Description
A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20040706

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20041130